JP2019051009A - 脈波測定用電極ユニットおよび脈波測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】複数の電極を体表面に適切に密着させることができる脈波測定用電極ユニットを提供する。【解決手段】脈波測定用電極ユニット２００は、一対の電流印加用電極および第１の一対の電圧計測用電極を含む複数の電極４１〜４６と、被計測者に装着された状態において被計測者の体表面に対向する第１主面２１１側に複数の電極を支持する支持部材２１０と、膨縮可能に構成され、測定に際して膨張することにより複数の電極４１〜４６を被計測者の体表面に向けて押圧する流体袋２４と、を備える。支持部材２１０は、被計測者に装着された状態において周方向となる長さ方向と、長さ方向Ｌおよび厚さ方向に直交する幅方向Ｗを有する。複数の電極４１〜４６は、幅方向Ｗに並んで配置される。互いに隣り合う電極間のそれぞれに、厚さ方向に電極に重なる部分よりも剛性が低い低剛性部が設けられている。【選択図】図９

Description

本開示は、脈波伝播時間を測定するための脈波測定用電極ユニットおよび脈波測定装置に関する。

従来の脈波測定用電極ユニットが開示された文献として、たとえば、特開２００８−１３６６５５号公報（特許文献１）が挙げられる。

特許文献１に開示の脈波測定用電極ユニットは、厚み方向において互いに表裏関係にある第１主面および第２主面をする平面形状の支持部材を備える。当該支持部材の第１主面上には、脈波測定用の複数の電極が形成されており、当該支持部材の第２主面側には空気袋が配置されている。脈波を測定する際には、空気袋が膨張することで電極群が手首の表面に押し付けられる。

特開２００８−１３６６５５号公報

しかしながら、特許文献１に記載の脈波測定用電極ユニットにあっては、複数の電極は、これら複数の電極が並ぶ方向に沿って、厚み等が変化することなく連続して延在する支持部材によって支持されている。

このため、脈波測定用電極ユニットを被計測者に装着させる際に、各電極を個別に移動させることはできず、体表面に凹凸がある場合等には、一部の電極を体表面に適切に密着させることが困難となることが懸念される。この場合には、生体情報の検出精度が低下してしまうことが懸念される。

本開示は、上記のような問題に鑑みてなされたものであり、本開示の目的は、複数の電極を体表面に適切に密着させることができる脈波測定用電極ユニットおよび脈波測定装置を提供することにある。

本開示に基づく脈波測定用電極ユニットは、被計測者の脈波を測定する際に被計測者に巻回されることにより装着されるものであって、一対の電流印加用電極および第１の一対の電圧計測用電極を含み、測定に際して被計測者の体表面に接触する複数の電極と、被計測者に装着された状態において被計測者の体表面に対向する第１主面と、厚さ方向において上記第１主面の反対側の面である第２主面とを有し、上記第１主面側に上記複数の電極を支持する支持部材と、流体を出し入れすることにより膨縮可能に構成され、測定に際して膨張することにより上記複数の電極を被計測者の体表面に向けて押圧する流体袋と、を備える。上記支持部材は、被計測者に装着された状態において周方向となる長さ方向と上記長さ方向に直交する幅方向を有する。上記複数の電極は、上記幅方向に並んで配置される。互いに隣り合う上記電極間のそれぞれに、上記厚さ方向に上記電極に重なる部分よりも剛性が低い低剛性部が設けられている。

上記本開示に基づく脈波測定用電極ユニットにあっては、上記流体袋は、上記幅方向に互いに離間して配置されるとともに、上記複数の電極と上記支持部材の上記第１主面との間にそれぞれ配置される複数の分割袋を有していてもよい。この場合には、上記低剛性部の低い剛性は、互いに隣り合う上記分割袋の間に隙間が設けられていることによってもたらされることが好ましい。

上記本開示に基づく脈波測定用電極ユニットにあっては、上記複数の電極は、上記第１主面上に設けられていてもよく、上記流体袋は、上記第２主面側に配置されていてもよい。この場合には、上記低剛性部の低い剛性は、互いに隣り合う上記電極間のそれぞれに位置する部分の上記支持部材に切欠部または開口部が設けられていることによってもたらされていてもよい。

上記本開示に基づく脈波測定用電極ユニットにあっては、上記流体袋は、上記支持部材に設けられた上記切欠部または上記開口部に対応する部分が、切欠部または開口部となっていてもよい。

上記本開示に基づく脈波測定用電極ユニットにあっては、上記複数の電極は、第２の一対の電圧計測用電極を含んでいてもよい。この場合には、上記一対の電流印加用電極の間に、上記第１の一対の電圧計測用電極および上記第２の一対の電圧計測用電極が配置されていてもよい。

本開示に基づく脈波測定装置は、上記の脈波測定用電極ユニットと、上記脈波測定用電極ユニットを支持し、被計測者の被計測部位に巻回可能に構成されたベルト部材とを備える。

本開示によれば、複数の電極を体表面に適切に密着させることができる脈波測定用電極ユニットおよび脈波測定装置を提供することができる。

実施の形態１に係る血圧計の外観を示す斜視図である。 実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。 実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での、第１脈波センサ、および第２脈波センサを構成するインピーダンス測定用電極の平面レイアウトを示す図である。 実施の形態１に係る血圧計の制御構成を示すブロック図である。 図５（Ａ）は、実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での、脈波伝播時間に基づく血圧測定を行なう際の手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図５（Ｂ）は、図５Ａにおける血圧測定にて、第１脈波センサおよび第２脈波センサがそれぞれ出力する第１脈波信号の波形および第２の脈波信号の波形を示す図である。 実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態でのオシロメトリック法による血圧測定を行なう際の手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。 実施の形態１に係る血圧計がオシロメトリック法による血圧測定を行なう際の動作フローを示す図である。 実施の形態１に係る血圧計が脈波伝播時間（ＰＴＴ）を取得して、当該脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行なう際の動作フローを示す図である。 実施の形態１に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。 実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。 実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。 実施の形態４に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。

以下、本開示の実施の形態について、図を参照して詳細に説明する。なお、以下に示す実施の形態においては、同一のまたは共通する部分について図中同一の符号を付し、その説明は繰り返さない。

（実施の形態１）
図１は、実施の形態１に係る血圧計の外観を示す斜視図である。図２は、実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での手首の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示す図である。

図１および図２に示すように、脈波測定装置としての血圧計１は、主として、使用者の左手首９０に取り巻いて装着されるベルト２０と、当該ベルト２０に一体に取り付けられた本体１０と、脈波測定用電極ユニット２００を備える。

ベルト２０は、左手首９０を収容に沿って取り巻くように、細長い帯状形状を有する。ベルト２０の幅方向Ｙの寸法（幅寸法）は、たとえば３０ｍｍｍ程度である。ベルト２０は、外周面２０ｂを構成する帯状体２３と、当該帯状体２３の内周面２３ａに沿って取り付けられ、かつ、左手首９０に接する内周面２０ａを構成する圧迫カフ２１とを含む。圧迫カフ２１は、ベルト２０と同様に、左手首９０の周方向に沿って取り巻くように、細長い帯地形状を有する。

本体１０は、ベルト２０のうち周方向における一方の端部２０ｅに、たとえば、一体成形により一体に設けられている。なお、ベルト２０と本体１０とを別体で形成し、ベルト２０に対して本体１０をヒンジ等の係合部材を用いて一体に取り付けてもよい。

図２に示すように、本体１０が配置される部位は、装着状態において左手首９０の背側面（手の甲側の面）９０ｂに対応する。橈骨動脈９１は、左手首９０内で掌側面（手の平側の面）９０ａ近傍を通る。

再び図１に示すように、本体１０は、ベルト２０の外周面２０ｂに対して垂直な方向に厚さを有する。本体１０は、使用者の日常生活の邪魔にならないように、小型で、薄厚に形成されている。本体１０は、ベルト２０から外向きに突起した四角錐台状の輪郭を有する。

本体１０の頂面（被測定部位から最も遠い側の面）１０ａには、表示画面を有する表示器５０が設けられている。また、本体１０の側面（図１中、左手前側の側面）１０ｆに沿って、使用者からの指示を入力するための操作部５２が設けられている。

ベルト２０のうち、周方向における一方の端部２０ｅと他方の端部２０ｆとの間の部位であって、ベルト２０の内周面２０ａを構成する圧迫カフ２１の内周面２０ａ上には、脈波測定用電極ユニット２００が設けられている。ベルト２０は、脈波測定用電極ユニット２００を支持する。

脈波測定用電極ユニット２００は、複数の電極４１〜４６（以下、これら全体を「電極群４０Ｅ」と称する場合がある）、流体袋としての押圧カフ２４、および支持部材２１０を備える。なお、脈波測定用電極ユニット２００の詳細な構成については、図９を用いて後述する。

脈波測定用電極ユニット２００は、第１脈波センサ４０１（図３参照）および第２脈波センサ４０２（図３参照）を構成するインピーダンス測定部４０を有する。

ベルト２０のうち、インピーダンス測定部４０が配置された部位の内周面２０ａには、ベルト２０の幅方向Ｙにおいて互いに離間した状態で６個の電極４１〜４６が配置されている。複数の電極４１〜４６が配置された部位は、装着状態において左手首９０の橈骨動脈９１（図２参照）に対応する。複数の電極４１〜４６の各々は、板状形状を有する。

押圧カフ２４は、ベルト２０の内周面２０ａを構成する圧迫カフ２１の内周面２０ａ上に配置されている。押圧カフ２４は、ベルト２０の厚さ方向に伸縮する流体袋である。押圧カフ２４は、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させて、それらの周縁部を溶着することにより形成される。押圧カフ２４は、流体の供給または排出により加圧状態または非加圧状態となる。

図１に示すように、本体１０の底面（被測定部位に最も近い側の面）１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとは三つ折れバックル１５によって接続されている。このバックル１５は、外周側に配置された第１板状体材２５と、内周側に配置された第２板状体材２６とを含む。

第１板状体材２５の一方の端部２５ｅは、幅方向Ｙに沿って延在する連結棒２７を介して本体１０に対して回動自在に取付けられている。第１板状体材２５の他方の端部２５ｆは、幅方向Ｙに沿って延在する連結棒２８を介して第２板状体材２６の一方の端部２６ｅに対して回動自在に取付けられている。第２板状体材２６の他方の端部２６ｆは、固定部２９によってベルト２０の端部２０ｆ近傍に固定されている。

なお、ベルト２０の周方向における固定部２９の取り付け位置は、使用者の左手首９０の周囲長に合わせて予め可変して設定されている。これにより、血圧計１（ベルト２０）は、全体として略環状に構成されるとともに、本体１０の底面１０ｂとベルト２０の端部２０ｆとが、バックル１５によって矢印Ｂ方向に開閉可能になっている。

血圧計１を左手首９０に装着する際には、バックル１５を開いてベルト２０の環径を大きくした状態で、図１中に示す矢印Ａ方向に、使用者がベルト２０に左手を通す。続いて、図２に示すように、使用者は、左手首９０の周りにベルト２０角度位置を調節して、左手首９０を通っている橈骨動脈９１上にベルト２０のインピーダンス測定部４０を位置させる。これにより、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが左手首９０の掌側面９０ａのうち橈骨動脈９１に対応する部分９０ａ１に当接する。このようにして、使用者は、血圧計１（ベルト２０）を左手首９０に装着する。

図２に示すように、帯状体２３は、たとえば、厚さ方向に可撓性を有し、かつ、周方向（長手方向）に実質的に非伸縮性のプラスチック材料によって構成される。圧迫カフ２１は、たとえば、伸縮可能な２枚のポリウレタンシートを厚さ方向に対向させて、それらの周縁部を溶着することで形成される。ベルト２０の内周面２０ａのうち、左手首９０の橈骨動脈９１に対応する部位には、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅが配置されている。

図３は、実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での、第１脈波センサ、および第２脈波センサを構成するインピーダンス測定用電極の平面レイアウトを示す図である。

図３に示すように、装着状態では、インピーダンス測定部４０の電極群４０Ｅは、左手首９０の橈骨動脈９１に対応して、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に沿って並ぶ。電極群４０Ｅは、幅方向Ｙにおける両側に配置された通電用の電流電極対４１，４６（一対の電流印加用電極）と、第１脈波センサ４０１を構成する第１検出電極対４２，４３（一対の電圧計測用電極）および、第２脈波センサ４０２を構成する第２検出電極対４４，４５（他の一対の電圧計測用電極）とを含む。

第１脈波センサ４０１および第２脈波センサ４０２は、電流電極対４１，４６の間に配置されている。第１検出電極対４２，４３および第２検出電極対４４，４５のそれぞれは、電圧計測用の電極である。

第２検出電極対４４，４５は、第１検出電極対４２，４３に対して、橈骨動脈９１の血流方向における下流側に配置されている。幅方向Ｙにおいて、第１検出電極対４２，４３の中央と第２検出電極対４４，４５の中央との間の距離Ｄ（図５Ａ参照）は、たとえば２０ｍｍ程度である。この距離Ｄは、第１脈波センサ４０１と第２脈波センサ４０２との間の実質的な間隔に相当する。また、幅方向Ｙにおいて、第１検出電極対４２，４３間の間隔、および第２検出電極対４４，４５間の間隔は、たとえば、いずれも２ｍｍ程度である。

このような電極群４０Ｅは、扁平に構成することができる。このため、血圧計１では、ベルト２０を全体として薄厚に構成できる。また、電極群４０Ｅは、柔軟性を持つように構成することができる。このため、電極群４０Ｅは、圧迫カフ２１による左手首９０の圧迫を妨げず、後述のオシロメトリック法による血圧測定の精度を損なうことがない。

図４は、実施の形態１に係る血圧計の制御構成を示すブロック図である。図４を参照して、血圧計１の制御構成について説明する。

図４に示すように、血圧計１の本体１０には、上述の表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ１００、記憶部としてのメモリ５１、および通信部５９が搭載されている。また、本体１０には、第１圧力センサ３１、流体供給源としてのポンプ３２、弁３３、および第２圧力センサ３４が搭載されている。さらに、本体１０には、第１圧力センサ３１および第２圧力センサ３４のそれぞれからの出力を周波数に変換する発振回路３１０および発振回路３４０、ならびに、ポンプ３２を駆動するポンプ駆動回路３２０が搭載されている。また、インピーダンス測定部４０には、上述の電極群４０Ｅに加えて、通電および電圧検出回路４９が搭載されている。また、ポンプ３２および弁３３の接続先を、圧迫カフ２１または押圧カフ２４に切り替える切替弁３５が搭載されている。

表示器５０は、たとえば有機ＥＬディスプレイから構成されている。表示器５０は、ＣＰＵ１００からの制御信号に従って、血圧測定結果などの血圧測定に関する情報、およびその他の情報を表示する。なお、表示器５０は、有機ＥＬディスプレイに限定されず、たとえば、液晶ディスプレイ等の他のタイプの表示器によって構成されていてもよい。

操作部５２は、たとえばプッシュ式スイッチによって構成されており、使用者による血圧測定開始または停止の指示に応じた操作信号をＣＰＵ１００に入力する。なお、操作部５２は、プッシュ式スイッチに限定されず、たとえば感圧式（抵抗式）または近接式（静電容量式）のタッチパネル式スイッチ等であってもよい。また、図示しないマクロフォンを備えて、使用者の音声によって血圧測定開始の指示を入力するようにしてもよい。

メモリ５１は、血圧計１を制御するためのプログラムのデータ、血圧計１を制御するために用いられるデータ、血圧計１の各種機能を設定するための設定データ、血圧値の測定結果のデータ等を非一時的に記憶する。また、メモリ５１は、プログラムが実行されるときのワークメモリなどとして用いられる。

ＣＰＵ１００は、メモリ５１に記憶された血圧計１を制御するためのプログラムに従って、制御部として各種機能を実行する。たとえは、オシロメトリック法による血圧測定を実行する場合は、ＣＰＵ１００は、操作部５２からの血圧測定開始の指示に応じて、第１圧力センサ３１からの信号に基づいて、ポンプ３２（および弁３３）を駆動する。また、ＣＰＵ１００は、たとえば第１圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値を算出する。

ＣＰＵ１００は、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を実行する場合には、操作部５２からの血圧測定開始の指示に応じて、圧迫カフ２１内の空気を排出させるために弁３３を駆動する。また、ＣＰＵ１００は、切替弁３５を駆動して、ポンプ３２（および弁３３）の接続先を押圧カフ２４に切り替える。さらに、ＣＰＵ１００は、第２圧力センサ３４からの信号に基づいて、血圧値を算出する。

通信部５９は、ＣＰＵ１００によって制御されて所定の情報を、ネットワーク９００を介して外部の装置に送信したり、外部の装置からの情報を、ネットワーク９００を介して受信してＣＰＵ１００に受け渡したりする。このネットワーク９００を介して通信は、無線、有線のいずれでもよい。この実施形態において、ネットワーク９００は、インターネット（登録商標）であるが、これに限定されず、病院内ＬＡＮのような他のネットワークであってもよいし、ＵＳＢケーブルなどを用いた１対１の通信であってもよい。この通信部５９は、ＵＳＢコネクトを含んでいてもよい。

ポンプ３２および弁３３は、切替弁３５、エア配管３９ａ，３９ｂを介して、圧迫カフ２１および押圧カフ２４に接続されている。また、第１圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、圧迫カフ２１に接続されている。第１圧力センサ３１は、圧迫カフ２１内の圧力を検出する。第２圧力センサ３４は、エア配管３８ｂを介して押圧カフ２４に接続されている。第２圧力センサ３４は、押圧カフ２４内の圧力を検出する。

切替弁３５は、ＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動し、ポンプ３２および弁３３の接続先を圧迫カフ２１または押圧カフ２４に切り替える。ポンプ３２は、たとえば圧電ポンプによって構成される。

切替弁３５によりポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、ポンプ３２は、エア配管３９ａを通して圧迫カフ２１内に加圧用流体としての空気を供給する。これにより、圧迫カフ２１内が加圧される。

切替弁３５によりポンプ３２および弁３３の接続先が押圧カフ２４に切り替えられている場合には、ポンプ３２は、エア配管３９ｂを通して押圧カフ２４内に加圧用流体としての空気を供給する。これにより、押圧カフ２４内が加圧される。

弁３３は、ポンプ３２に搭載され、ポンプ３２のオン／オフに伴って開閉が制御されるように構成されている。

切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が圧迫カフ２１に切り替えられている場合には、弁３３はポンプ３２がオンされると閉じる。これにより、圧迫カフ２１内に空気が供給される。一方で、弁３３はポンプ３２がオフされると開く。これにより、圧迫カフ２１内の空気がエア配管３９ａを通して大気中へ排出される。

切替弁３５により、ポンプ３２および弁３３の接続先が押圧カフ２４に切り替えられている場合には、弁３３はポンプ３２がオンされると閉じる。これにより、押圧カフ２４内に空気が供給される。一方で、弁３３はポンプ３２がオフされると開く。これにより、押圧カフ２４内の空気がエア配管３９ｂを通して大気中へ排出される。

なお、弁３３は、逆止弁の機能を有し、排出されるエアが逆流することはない。ポンプ駆動回路３２０は、ポンプ３２をＣＰＵ１００から与えられる制御信号に基づいて駆動する。

第１圧力センサ３１としては、たとえばピエゾ抵抗式圧力センサを採用することができる。第１圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、ポンプ３２、弁３３および圧迫カフ２１に接続されている。第１圧力センサ３１は、エア配管３８ａを介して、ベルト２０（圧迫カフ２１）の圧力を検出して時系列の信号として出力する。なお、圧力は、大気圧を基準（ゼロ）として検出される。

発振回路３１０は、第１圧力センサ３１からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振する。これにより、発振回路３１０は、第１圧力センサ３１の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。たとえば、第１圧力センサ３１の出力は、圧迫カフ２１の圧力を制御するため、および、オシロメトリック法によって血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧とを含む）を算出するために用いられる。

一般的なオシロメトリック法に従って血圧を測定する場合、概ね、次のような動作が行なわれる。被験者の被測定部位（腕など）に予めカフを巻き付けておき、測定時には、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２および弁３３を制御して、カフ圧を最高血圧より高く加圧し、その後徐々に減圧していく。この減圧する過程において、カフ圧を圧力センサで検出し、被測定部位の動脈で発生する動脈容積の変動を脈波信号として取り出す。その時のカフ圧の変化に伴う脈波信号の振幅の変化（おもに立ち上がりと立と下がり）に基づいて、最高血圧（収縮期血圧）と最低血圧（拡張期血圧）とを算出する。

第２圧力センサ３４としては、たとえばピエゾ抵抗式圧力センサを採用することができる。第２圧力センサ３４は、エア配管３８ｂを介して、ポンプ３２、弁３３および押圧カフ２４に接続されている。第２圧力センサ３４は、エア配管３８ｂを介して、押圧カフ２４の圧力を検出して時系列の信号として出力する。なお、圧力は、大気圧を基準（ゼロ）として検出される。

発振回路３４０は、第２圧力センサ３４からのピエゾ抵抗効果による電気抵抗の変化に基づく電気信号値に基づき発振する。これにより、発振回路３４０は、第２圧力センサ３４の電気信号値に応じた周波数を有する周波数信号をＣＰＵ１００に出力する。たとえば、第２圧力センサ３４の出力は、押圧カフ２４の圧力を制御するため、および、脈波伝播時間に基づく血圧を算出するために用いられる。脈波伝播時間に基づく血圧測定のために押圧カフ２４の圧力を制御する場合には、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２および弁３３を制御して、種々の条件に応じてカフ圧の加圧と減圧を行なう。

電池５３は、本体１０に搭載された要素、本実施の形態においては、ＣＰＵ１００、第１圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、通信部５９、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０の各要素へ電力を供給する。また、電池５３は、配線７１を通して、インピーダンス測定部４０の通電および電圧検出回路４９へも電力を供給する。配線７１は、信号用の配線７２とともに、ベルト２０の帯状体２３と圧迫カフ２１との間に挟まれた状態で、ベルト２０の周方向に沿って本体１０とインピーダンス測定部４０との間に延在して設けられている。

図５Ａは、実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での、脈波伝播時間に基づく血圧測定を行なう際の手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図５Ｂは、図５Ａにおける血圧測定にて、第１脈波センサおよび第２脈波センサがそれぞれ出力する第１脈波信号の波形および第２脈波信号の波形を示す図である。

インピーダンス測定部４０の通電および電圧検出回路４９は、ＣＰＵ１００によって制御される。動作時には、ＣＰＵ１００は、図５Ａに示すように、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙ）における両側に配置された電流電極対４１、４６間に高周波定電流ｉを流す。たとえば、高周波定電流ｉは、周波数５０ｋＨｚ、電流値１ｍＡの電流である。電流電極対４１、４６間に高周波定電流ｉが流れている状態で、通電および電圧検出回路４９は、第１脈波センサ４０１を構成する第１検出電極対４２，４３間の電圧信号ｖ１と、第２脈波センサ４０２を構成する第２検出電極対４４，４５間の電圧信号ｖ２とを検出する。

これらの電圧信号ｖ１，ｖ２は、それぞれ、左手首９０の掌側面９０ａのうち第１脈波センサ４０１および第２脈波センサ４０２が対向する部分における橈骨動脈９１の血流の脈波による電気インピーダンスの変化を表す（インピーダンス方式）。通電および電圧検出回路４９は、これらの電圧ｖ１，ｖ２を整流、増幅および濾波して、図５Ｂ中に示すような山状の波形を有する第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２を時系列で出力する。本実施の形態においては、電圧信号ｖ１，ｖ２は、約１ｍＶ程度になっている。また、第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２のそれぞれのピークＡ１，Ａ２は、たとえば１Ｖになっている。

なお、橈骨動脈９１の血流の脈波伝播速度（ＰＷＶ）が１００ｃｍ／ｓ〜２０００ｃｍ／ｓの範囲であるとすると、第１脈波センサ４０１と第２脈波センサ４０２との間の実質的な間隔Ｄ１が２０ｍｍであることから、第１脈波信号ＳＰ１および第２脈波信号ＳＰ２間の時間差Δｔは１．０ｍｓ〜２．０ｍｓの範囲となる。

図５Ａに示すように、押圧カフ２４は加圧状態となっており、圧迫カフ２１は内部の空気が排出されて非加圧状態となっている。押圧カフ２４は、ベルト２０の厚さ方向において、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電流電極対４１，４６に重なるように配置されている。

したがって、押圧カフ２４は、ポンプ３２により加圧されると、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電流電極対４１，４６を左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。

なお、左手首９０の掌側面９０ａに対する、電流電極対４１，４６、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２のそれぞれの押圧力は、適宜設定することができる。

本実施の形態においては、押圧カフ２４を用いているので、ポンプ３２および弁３３を圧迫カフ２１と共通に使用することができ、構成の簡略化を図ることができる。また、後述するように、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２、および電流電極対４１，４６を適切に体表面に密着させることができるため、被測定部位に対する押圧力が略均一になる。これにより、精度よく脈波伝播時間に基づく血圧測定を行なうことができる。

図６は、実施の形態１に係る血圧計が左手首に装着された状態での、オシロメトリック法による血圧測定を行なう際の手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。この場合には、押圧カフ２４は内部の空気が排出されて非加圧状態となっており、圧迫カフ２１は空気が供給された状態となっている。圧迫カフ２１は左手首９０の周方向に延在しており、ポンプ３２により加圧されると、左手首９０の周方向を一様に圧迫する。ここで、圧迫カフ２１の内周面２１ａと、左手首９０との間には、扁平な脈波測定用電極ユニット２００しか存在していない。このため、圧迫カフ２１による圧迫が他の部材により阻害されることがなく、血管を十分に閉じることができる。したがって、オシロメトリック法による血圧測定を精度よく行なうことができる。

図７は、実施の形態１に係る血圧計がオシロメトリック法による血圧測定を行なう際の動作フローを示す図ある。

オシロメトリック法による血圧測定を行なう際には、使用者が本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによってオシロメトリック法による血圧測定を指示すると（ステップＳ１）、ＣＰＵ１００は動作を開始して、処理用メモリ領域を初期化する（ステップＳ２）。また、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２をオフし、弁３３を開いて、圧迫カフ２１内の空気を排出する。続いて、第１圧力センサ３１の現時点の出力値を大気圧に相当する値として設定する（０ｍｍＨｇ調整）。

続いて、ＣＰＵ１００は、弁３３を閉鎖し、その後、ポンプ駆動回路３２０によってポンプ３２を駆動して、圧迫カフ２１に空気を供給する。これにより、圧迫カフ２１を膨張させるとともにカフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳ３）。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、血圧値を算出するために、第１圧力センサ３１によって、カフ圧をモニタし、これにより被測定部位としての左手首９０の橈骨動脈９１で発生する動脈容積の変動成分を脈波信号として取得する。

次に、ＣＰＵ１００は、第２血圧算出部として機能し、この時点で取得されている上記脈波信号に基づいて、オシロメトリック法により公知のアルゴリズムを適用して血圧値（収縮期血圧と拡張期血圧）の算出を試みる。

この時点で、データ不足のために未だ血圧値を算出できない場合（ステップＳ５：ＮＯ）は、カフ圧が上限圧力に達していない限り、ステップＳ３〜Ｓ５の処理を繰り返す。なお、上限圧力は、安全のために、たとえば、３００ｍｍＨｇというように予め決定されている。

このようにして血圧値が算出できた場合（ステップＳ５：ＹＥＳ）には、ＣＰＵ１００は、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を停止し、弁３３を開いて、圧迫カフ２１内の空気を排出する（ステップＳ６）。そして最後に、血圧値の測定結果を表示器５０に表示するとともに、メモリ５１に記録する（ステップＳ７）。

なお、血圧値の算出は、上述のように加圧過程に限定されず、減圧過程において行なわれてもよい。

図８は、実施の形態１に係る血圧計が脈波伝播時間を取得して、当該脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定（推定）を行なう際の動作フローを示す図である。

図８に示すように、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行なう際には、使用者が本体１０に設けられた操作部５２としてのプッシュ式スイッチによって、ＰＴＴに基づく血圧測定を指示すると（ステップＳ１０）、ＣＰＵ１００は、切替弁３５を駆動して、ポンプ３２および弁３３の接続先を押圧カフ２４に切り替える（ステップＳ１１）。次に、ＣＰＵ１００は、弁３３を閉鎖するとともに、ポンプ駆動回路３２０によってポンプ３２を駆動して、押圧カフ２４に空気を供給する。これにより、押圧カフ２４を膨張させるとともに、カフ圧を徐々に加圧していく（ステップＳ１２）。たとえば、カフ圧を５ｍｍＨｇ／ｓ程度の一定速度で連続的に高くしていく。なお、後述する相互相関係数ｒを算出するための時間を容易に確保できるように、カフ圧を段階的に高くしてもよい。

この加圧過程で、ＣＰＵ１００は、相互相関係数算出部として機能し、第１脈波センサ４０１、第２脈波センサ４０２がそれぞれ時系列で出力する第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２を取得して、これら第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出する（ステップＳ１３）。

また、ＣＰＵ１００は、押圧力設定部として機能し、算出した相互相関係数ｒが予め決定された閾値Ｔｈを超えているか否かを判断する（ステップ１４）。たとえば、閾値Ｔｈは、０．９９である。

ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下である場合（ステップＳ１４：ＮＯ）、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えるまでステップＳ１２〜Ｓ１４の処理を繰り返す。一方、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超える場合（ステップＳ１４：ＹＥＳ）には、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２を停止して（ステップＳ１５）、カフ圧をその時点、すなわち、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。

この状態で、ＣＰＵ１００は、第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図５Ｂ参照）を脈波伝播時間ＰＴＴとして取得する（ステップＳ１６）。具体的には、図５Ｂにおける第１脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間として取得する。

このように脈波伝播時間を取得することにより、脈波伝播時間の測定精度を高めることができる。また、カフ圧を相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定するため、カフ圧を無用に大きくすることなく、脈波伝播時間を取得できる。これにより、使用者の身体的負担を軽減することができる。

次に、ＣＰＵ１００は、第１の血圧算出部として機能し、脈波伝播時間と血圧との間の予め決定された対応式を用いて、ステップＳ１６で取得された脈波伝播時間に基づいて、血圧を算出（推定）する（ステップＳ１７）。

以上のようにして血圧を算出（推定）する場合には、上述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているため、血圧測定精度を高めることができる。なお、血圧値の測定結果は、表示器５０に表示されるとともに、メモリ５１に記録される。

本実施の形態においては、ステップＳ１８において、操作部５２によって測定停止が指示されていない場合（ステップＳ１８：ＮＯ）には、脈波伝播時間の算出（ステップＳ１６）と、血圧の算出（ステップＳ１７）とを、脈波に応じて第１脈波信号ＰＳ１および第２脈波信号ＰＳ２が入力されるごとに周期的に繰り返す。ＣＰＵ１００は、血圧値の測定結果を、表示器５０に更新して表示するとともに、メモリ５１に蓄積して記録する。そして、ステップＳ１８において測定停止が指示された場合（ステップＳ１８：ＹＥＳ）には、測定動作が終了する。

この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定によって、使用者の身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間に亘って連続的に測定することができる。

また、この血圧計１によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）と、オシロメトリック法による血圧測定とを一体の装置で行なうことができる。これにより、使用者の利便性を高めることができる。

図９は、実施の形態１に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。図９を参照して、実施の形態１に係る脈波測定用電極ユニット２００の詳細な構成について説明する。

図９に示すように、脈波測定用電極ユニット２００は、複数の電極４１〜４６と、支持部材２１０と、押圧カフ２４と、を備える。

複数の電極４１〜４６は、測定に際して被計測者の体表面に接触する。複数の電極４１〜４６は、板状形状を有する。複数の電極４１〜４６は、後述する支持部材２１０の幅方向Ｗに沿って並んで配置されている。複数の電極４１〜４６のそれぞれは、後述する分割袋２４１〜２４６の表面に設けられている。複数の電極４１〜４６は、印刷等によって形成される。

複数の電極４１〜４６のうち、電極４１，４６は、一対の電流印加用電極に相当する。複数の電極４１〜４６のうち、電極４２，４３は、第１の一対の電圧計測用電極に相当する。複数の電極４１〜４６のうち、電極４４，４５は、第２の一対の電圧計測用電極に相当する。上記、第１の一対の電圧計測用電極および第２の一対の電圧計測用電極は、上記一対の電流印加用電極の間に配置されている。

支持部材２１０は、シート状形状を有する。支持部材２１０は、厚さ方向に対向する第１主面２１１および第２主面２１２を有する。第１主面２１１は、血圧計１（脈波測定用電極ユニット）が被計測者に装着された装着状態において被計測者の体表面に対向する。第２主面２１２は、支持部材２１０の厚さ方向において第１主面２１１の反対側の面である。

支持部材２１０は、上記装着状態において、周方向となる長さ方向Ｌと、当該長さ方向Ｌおよび上記厚さ方向に直交する幅方向Ｗとを有する。支持部材２１０は、たとえば、絶縁性の樹脂部材によって構成される。支持部材２１０は、可撓性を有するものの、圧迫カフ２１等によって押圧された場合に塑性変形しないように構成されることが好ましい。

押圧カフ２４は、上述のように、流体を出し入れすることにより膨縮可能に構成され、測定に際して膨張することにより、複数の電極４１〜４６を被計測者の体表面に向けて押圧する。

押圧カフ２４は、第１主面２１１上に設けられている。押圧カフ２４は、複数の分割袋２４１〜２４６を有する。複数の分割袋２４１〜２４６のそれぞれは、複数の電極４１〜４６と支持部材２１０の第１主面２１１との間に配置されている。複数の分割袋２４１〜２４６は、支持部材２１０の幅方向Ｗに沿って並んで配置されている。

複数の分割袋２４１〜２４６は、エア配管３９ａによってポンプ３２に接続されている。エア配管３９ａの一端側は、ポンプ３２に接続され、エア配管３９ａの他端側は、分岐して複数の分割袋２４１〜２４６に接続される。

切替弁３５（図４参照）によって、ポンプ３２および弁３３（図４参照）の接続先を押圧カフ２４に切り替え、弁３３を閉鎖した状態でポンプ３２を駆動させることにより、複数の分割袋２４１〜２４６のそれぞれに流体が供給される。これにより、複数の分割袋２４１〜２４６のそれぞれが膨張する。ポンプ３２を停止した状態で、弁３３を開くことにより、複数の分割袋２４１〜２４６内の空気が外部に排出される。

脈波測定用電極ユニット２００においては、互いに隣り合う電極間のそれぞれに、厚さ方向に電極に重なる部分Ｒ１よりも剛性が低い低剛性部Ｒ２が設けられている。低剛性部Ｒ２の低い剛性は、互いに隣り合う分割袋の間に隙間が構成されることによってもたらされている。

厚さ方向に電極４１〜４６の各々に重なる部分Ｒ１では、当該厚さ方向に支持部材２１０、分割袋２４１〜２４６が積層されている。一方、互いに隣り合う分割袋の間には、隙間が形成されており、当該部分では、支持部材２１０のみが配置されている。これにより、脈波測定用電極ユニット２００のうち互いに隣り合う電極間のそれぞれに位置する部分においては、厚さ方向に電極に重なる部分Ｒ１よりも剛性が低くなる。

このように、互いに隣り合う電極間のそれぞれに低剛性部が設けられることにより、脈波測定用電極ユニット２００を被計測者に装着させる際に、各電極４１〜４６の移動の自由度が高くなる。これにより、体表面に凹凸がある場合であっても、各電極４１〜４６を体表面に適切に密着させることができる。この結果、生体情報の検出精度が向上させることができる。

（実施の形態２）
図１０は、実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。図１０を参照して、実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニット２００Ａについて説明する。

図１０に示すように、実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニット２００Ａは、実施の形態１に係る脈波測定用電極ユニット２００と比較した場合に、支持部材２１０Ａおよび押圧カフ２４Ａの構成が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

支持部材２１０Ａは、実施の形態１に係る支持部材２１０と比較した場合に、複数の開口部２１３ａ〜２１３ｅが設けられている点において相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

複数の開口部２１３ａ〜２１３ｅは、互いに隣り合う電極間のそれぞれに設けられている。開口部２１３ａは、電極４１と電極４２との間に設けられている。開口部２１３ｂは、電極４２と電極４３との間に設けられている。開口部２１３ｃは、電極４３と電極４４との間に設けられている。開口部２１３ｄは、電極４４と電極４５との間に設けられている。開口部２１３ｅは、電極４５と電極４６との間に設けられている。

電極４１〜電極４６は、支持部材２１０Ａの第１主面２１１上に設けられている。電極４１〜電極４６は、印刷法、蒸着法、およびフォトリソグラフィ法等によって第１主面２１１上に形成される。

押圧カフ２４Ａは、支持部材２１０Ａの第２主面２１２側に配置される。押圧カフ２４Ａは、支持部材２１０Ａと押圧カフ２４Ａとが並ぶ方向に沿って見た場合に、支持部材２１０Ａの全体に重なるように配置されている。第１主面２１１側から支持部材２１０Ａと押圧カフ２４Ａとが並ぶ方向に沿って脈波測定用電極ユニット２００Ａを見た場合に、押圧カフ２４Ａは、開口部２１３ａ〜２１３ｅから露出する。

脈波測定用電極ユニット２００においては、互いに隣り合う電極間のそれぞれに、厚さ方向に電極に重なる部分Ｒ１よりも剛性が低い低剛性部Ｒ２が設けられている。低剛性部Ｒ２の低い剛性は、互いに隣り合う電極間のそれぞれに位置する部分の支持部材２１０Ａに開口部２１３ａ〜２１３ｅが設けられていることによってもたらされる。

厚さ方向に電極４１〜４６の各々に重なる部分Ｒ１では、当該厚さ方向に支持部材２１０Ａ、押圧カフ２４Ａが積層されている。一方、互いに隣り合う電極間においては、支持部材２１０Ａに開口部が形成されており、当該部分では、押圧カフ２４Ａのみが配置されている。これにより、脈波測定用電極ユニット２００Ａのうち互いに隣り合う電極間のそれぞれに位置する部分においては、厚さ方向に電極に重なる部分Ｒ１よりも剛性が低くなる。

また、開口部２１３ａ〜２１３ｅが設けられることにより、開口部２１３ａ〜２１３ｅが設けられていない場合と比較して、互いに隣り合う電極間であって、開口部２１３ａ〜２１３ｅの周囲に位置する部分の支持部材２１０Ａの剛性も低下する。

このように構成される場合であっても、実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニット２００Ａは、実施の形態１に係る脈波測定用電極ユニット２００とほぼ同様の効果が得られる。

（実施の形態３）
図１１は、実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。図１１を参照して、実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｂについて説明する。

図１１に示すように、実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｂは、実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニット２００Ａと比較した場合に、押圧カフ２４Ｂの構成が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

押圧カフ２４Ｂは、支持部材２１０Ａに設けられた開口部２１３ａ〜２１３ｅに対応する部分が、開口部２４１Ｂ〜２４５Ｂとなっている。

実施の形態３においては、開口部２１３ａ〜２１３ｅおよび開口部２４１Ｂ〜２４５Ｂの周囲に位置する部分の脈波測定用電極ユニット２００Ｂが低剛性部Ｒ２となる。この低剛性部Ｒ２の低い剛性は、開口部２１３ａ〜２１３ｅおよび開口部２４１Ｂ〜２４５Ｂが設けられることによってもたらされる。

支持部材２１０Ａに開口部２１３ａ〜２１３ｅが設けられることにより、開口部２１３ａ〜２１３ｅが設けられていない場合と比較して、互いに隣り合う電極間であって、開口部２１３ａ〜２１３ｅの周囲に位置する部分の支持部材２１０Ａの剛性が低下する。

加えて、開口部２４１Ｂ〜２４５Ｂが設けられることにより、開口部２４１Ｂ〜２４５Ｂが設けられていない場合と比較して、互いに隣り合う電極間であって、開口部２４１Ｂ〜２４５Ｂの周囲に位置する部分の押圧カフ２４Ｂの剛性も低下する。

このように構成される場合であっても、実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｂは、実施の形態２に係る脈波測定用電極ユニット２００とほぼ同様の効果が得られる。

（実施の形態４）
図１２は、実施の形態４に係る脈波測定用電極ユニットを示す斜視図である。図１２を参照して、実施の形態４に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｃについて説明する。

図１２に示すように、実施の形態４に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｃは、実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｂと比較した場合に、支持部材２１０Ｃおよび押圧カフ２４Ｃの構成が相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

支持部材２１０Ｃは、実施の形態３に係る支持部材２１０Ａと比較した場合に、複数の開口部２１３ａ〜２１３ｅに代えて、複数の切欠部２１４ａ〜２１４ｅが設けられている点において相違する。その他の構成については、ほぼ同様である。

複数の切欠部２１４ａ〜２１４ｅは、互いに隣り合う電極間のそれぞれに設けられている。複数の切欠部２１４ａ〜２１４ｅは、支持部材２１０Ａの長さ方向Ｌにおける一端側に開口するように設けられている。

なお、複数の切欠部２１４ａ〜２１４ｅは、支持部材２１０Ａの長さ方向Ｌにおける他端側に開口するように設けられていてもよいし、支持部材２１０Ａの長さ方向Ｌにおける一端側および他端側に交互に開口するように設けられていてもよい。

押圧カフ２４Ｂは、支持部材２１０Ａに設けられた切欠部２１４ａ〜２１４ｅに対応する部分が、切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃとなっている。

実施の形態３においては、切欠部２１４ａ〜２１４ｅおよび切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃの周囲に位置する部分の脈波測定用電極ユニット２００Ｃが低剛性部Ｒ２となる。この低剛性部Ｒ２の低い剛性は、切欠部２１４ａ〜２１４ｅおよび切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃが設けられることによってもたらされる。

支持部材２１０Ｃに切欠部２１４ａ〜２１４ｅが設けられることにより、切欠部２１４ａ〜２１４ｅが設けられていない場合と比較して、互いに隣り合う電極間であって、切欠部２１４ａ〜２１４ｅの周囲に位置する部分の支持部材２１０Ｃの剛性が低下する。

加えて、切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃが設けられることにより、切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃが設けられていない場合と比較して、互いに隣り合う電極間であって、切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃの周囲に位置する部分の押圧カフ２４Ｃの剛性も低下する。

このように構成される場合であっても、実施の形態４に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｃは、実施の形態３に係る脈波測定用電極ユニット２００Ｂとほぼ同様の効果が得られる。

なお、実施の形態３においては、押圧カフ２４Ｂに切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃが設けられる場合を例示して説明したが、これに限定されず、切欠部２４１Ｃ〜２４５Ｃが設けられていなくてもよい。この場合には、互いに隣り合う電極間のそれぞれに設けられた低剛性部Ｒ２の低い剛性は、互いに隣り合う電極間のそれぞれに位置する部分の支持部材２１０Ａに切欠部２１４ａ〜２１４ｅが設けられていることによってもたらされる。

上述の実施の形態として例示した構成は、本開示の構成の一例であり、別の公知の技術と組み合わせることも可能であるし、本開示の要旨を逸脱しない範囲で、一部を省略する等、変更して構成することも可能である。

上述した実施の形態１から４においては、脈波測定用電極ユニットが、被計測者の手首に装着可能に構成された手首式血圧計に搭載される場合を例示して説明したが、これに限定されない。たとえば、手首以外の部分に装着される血圧計に搭載されてもよい。上記血圧計１から圧迫カフ２１が省略されたベルト２０に脈波測定用電極ユニットが組み込まれてもよい。この場合には、脈波測定装置は、血圧測定機能を有さず、検出された脈波情報から血圧を推定する血圧推定装置として機能する。

実施の形態２から４においては、脈波測定用電極ユニットの押圧カフが血圧計１の圧迫カフから独立して設けられている場合を例示して説明したが、これに限定されず、押圧カフが圧迫カフと共通のカフで構成され、圧迫カフの一部として用いられてもよい。この場合には、圧迫カフが流体袋として機能する。

以上、今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではない。本開示の範囲は特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれる。

１ 血圧計、１０ 本体、１０ｂ 底面、１５ バックル、２０ ベルト、２０ａ 内周面、２０ｂ 外周面、２０ｅ，２０ｆ 端部、２１ 圧迫カフ、２１ａ 内周面、２３ 帯状体、２３ａ 内周面、２４，２４Ａ，２４Ｂ，２４Ｃ 押圧カフ、２５ 第１板状体材、２５ｅ，２５ｆ 端部、２６ 第２板状体材、２６ｅ，２６ｆ 端部、２７，２８ 連結棒、２９ 固定部、３１ 第１圧力センサ、３２ ポンプ、３３ 弁、３４ 第２圧力センサ、３５ 切替弁、３８ａ，３８ｂ，３９ａ，３９ｂ エア配管、４０ インピーダンス測定部、４０Ｅ 電極群、４１，４２，４３，４４，４５，４６ 電極、４９ 通電および電圧検出回路、５０ 表示器、５１ メモリ、５２ 操作部、５３ 電池、５９ 通信部、７１，７２ 配線、９０ 左手首、９０ａ 掌側面、９１ 橈骨動脈、２００，２００Ａ，２００Ｂ，２００Ｃ 脈波測定用電極ユニット、２１０，２１０Ａ，２１０Ｃ 支持部材、２１１ 第１主面、２１２ 第２主面、２１３ａ，２１３ｂ，２１３ｃ，２１３ｄ，２１３ｅ 開口部、２１４ａ，２１４ｅ，２４１，２４２，２４３，２４５，２４６ 分割袋、２４１Ｂ，２４２Ｂ，２４３Ｂ，２４４Ｂ，２４５Ｂ 開口部、２４１Ｃ，２４２Ｃ，２４３Ｃ，２４４Ｃ，２４５Ｃ 切欠部、３１０，３４０ 発振回路、３２０ ポンプ駆動回路、４０１ 第１脈波センサ、４０２ 第２脈波センサ、９００ ネットワーク。

Claims (6)

1. 被計測者の脈波を測定する際に被計測者に巻回されることにより装着される脈波測定用電極ユニットであって、
   一対の電流印加用電極および第１の一対の電圧計測用電極を含み、測定に際して被計測者の体表面に接触する複数の電極と、
   被計測者に装着された状態において被計測者の体表面に対向する第１主面と、厚さ方向において前記第１主面の反対側の面である第２主面とを有し、前記第１主面側に前記複数の電極を支持する支持部材と、
   流体を出し入れすることにより膨縮可能に構成され、測定に際して膨張することにより前記複数の電極を被計測者の体表面に向けて押圧する流体袋と、を備え、
   前記支持部材は、被計測者に装着された状態において周方向となる長さ方向と、前記長さ方向および前記厚さ方向に直交する幅方向とを有し、
   前記複数の電極は、前記幅方向に並んで配置され、
   互いに隣り合う前記電極間のそれぞれに、前記厚さ方向に前記電極に重なる部分よりも剛性が低い低剛性部が設けられている、脈波測定用電極ユニット。
2. 前記流体袋は、前記幅方向に互いに離間して配置されるとともに、前記複数の電極と前記支持部材の前記第１主面との間にそれぞれ配置される複数の分割袋を有し、
   前記低剛性部の低い剛性は、互いに隣り合う前記分割袋の間に隙間が設けられていることによってもたらされる、請求項１に記載の脈波測定用電極ユニット。
3. 前記複数の電極は、前記第１主面上に設けられ、
   前記流体袋は、前記第２主面側に配置され、
   前記低剛性部の低い剛性は、互いに隣り合う前記電極間のそれぞれに位置する部分の前記支持部材に切欠部または開口部が設けられていることによってもたらされる、請求項１に記載の脈波測定用電極ユニット。
4. 前記流体袋は、前記支持部材に設けられた前記切欠部または前記開口部に対応する部分が、切欠部または開口部となっている、請求項３に記載の脈波測定用電極ユニット。
5. 前記複数の電極は、第２の一対の電圧計測用電極を含み、
   前記一対の電流印加用電極の間に、前記第１の一対の電圧計測用電極および前記第２の一対の電圧計測用電極が配置されている、請求項１から４のいずれか１項に記載の脈波測定用電極ユニット。
6. 請求項１から５のいずれかに記載の脈波測定用電極ユニットと、
   前記脈波測定用電極ユニットを支持し、被計測者の被計測部位に巻回可能に構成されたベルト部材と、を備えた脈波測定装置。

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