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WO2018123275A1 - 血圧計および血圧測定方法並びに機器 - Google Patents

血圧計および血圧測定方法並びに機器 Download PDF

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WO2018123275A1
WO2018123275A1 PCT/JP2017/040053 JP2017040053W WO2018123275A1 WO 2018123275 A1 WO2018123275 A1 WO 2018123275A1 JP 2017040053 W JP2017040053 W JP 2017040053W WO 2018123275 A1 WO2018123275 A1 WO 2018123275A1
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WO
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blood pressure
pulse wave
fluid bag
measurement
pressurized state
Prior art date
Application number
PCT/JP2017/040053
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English (en)
French (fr)
Inventor
康大 川端
森　健太郎
直美 松村
Original Assignee
オムロン株式会社
オムロンヘルスケア株式会社
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Publication date
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Priority to CN201780075967.8A priority patent/CN110062600A/zh
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    • A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
    • A61B5/681—Wristwatch-type devices

Definitions

  • the present invention relates to a sphygmomanometer and a blood pressure measurement method, and more specifically, blood pressure measurement based on the propagation time of a pulse wave propagating through an artery (pulse wave propagation time; Pulse ⁇ ⁇ TransitPTime; PTT) and blood pressure measurement by an oscillometric method.
  • the present invention relates to a possible blood pressure monitor and blood pressure measurement method. Furthermore, this invention relates to the apparatus provided with the blood pressure measurement function.
  • first and second pressure sensors are arranged along the radial artery, and these first and second pressure sensors are connected to an air bag.
  • a technique for pressing toward the wrist via a pressing plate is known.
  • a pulse wave propagation time that is a time difference between pulse wave signals detected from the first and second pressure sensors is measured, and blood pressure is measured based on the pulse wave propagation time.
  • oscillometric sphygmomanometers have been prepared for calibration separately from devices that measure blood pressure based on pulse wave propagation time, which is very inconvenient for subjects. there were. Therefore, it has been conventionally desired to perform these different types of blood pressure measurements with a single device.
  • a cuff that is worn around a wrist used in an oscillometric sphygmomanometer is provided on the outer periphery of the first and second pressure sensors, the pressing plate, and the air bag described in Patent Document 1, and this cuff is used. It is also possible to measure blood pressure using an oscillometric method.
  • an object of the present invention is to provide a sphygmomanometer, a sphygmomanometer, and a blood pressure measurement method and apparatus capable of accurately measuring blood pressure measurement based on pulse wave propagation time and blood pressure measurement by an oscillometric method with a simple configuration. .
  • the sphygmomanometer of the present invention is A first fluid bag that is mounted around the portion to be measured and is in a pressurized state or a non-pressurized state by supplying or discharging fluid;
  • the first fluid bag is mounted on the first fluid bag in a state of being separated from each other with respect to the width direction of the first fluid bag, and first and second pulse waves are detected in the opposing portions of the artery passing through the measurement site.
  • a pulse wave sensor The first and second pulses in the circumferential direction of the first fluid bag from the outer peripheral side of the first fluid bag opposite to the inner peripheral side on which the first and second pulse wave sensors are mounted.
  • a pressing unit that locally presses a region corresponding to the wave sensor;
  • the first fluid bag is in a non-pressurized state, the first and second pulse wave sensors are pressed with the pressing force of the pressing portion, and the outputs of the first and second pulse wave sensors are in that state.
  • a first blood pressure calculator that calculates blood pressure based on the pulse wave propagation time obtained from
  • a second blood pressure calculation unit configured to calculate the blood pressure based on the pressure in the first fluid bag by placing the first fluid bag in a pressurized state for blood pressure measurement by an oscillometric method; It is provided with.
  • measurement site refers to a site through which an artery passes.
  • the measurement site may be, for example, an upper limb such as a wrist or an upper arm, or a lower limb such as an ankle or a thigh.
  • fluid bag refers to a bag-like member that can accommodate a fluid regardless of the name.
  • a name such as “cuff” may be used instead of the fluid bag.
  • Fluid includes both liquid and gas, and for example, water, air, and the like can be used.
  • the “width direction” of the fluid bag corresponds to the longitudinal direction of the part to be measured.
  • the first and second pulse wave sensors are mounted on the first fluid bag in a state of being separated from each other in the width direction of the first fluid bag.
  • the first fluid bag has an outer peripheral side opposite to the inner peripheral side on which the first and second pulse wave sensors are mounted, and the first and second fluid bags have a first direction and a second direction with respect to a circumferential direction of the first fluid bag.
  • a pressing portion that locally presses a region corresponding to the pulse wave sensor 2 is provided.
  • the said press part presses the said 1st, 2nd pulse wave sensor with respect to a to-be-measured part, for example with a certain pressing force.
  • the first blood pressure calculation unit calculates blood pressure based on the pulse wave propagation time obtained from the outputs of the first and second pulse wave sensors.
  • the first fluid bag is interposed between the pressing portion and the first and second pulse wave sensors, the first fluid bag is in a non-pressurized state. Therefore, the pressing of the first and second pulse wave sensors by the pressing portion is not hindered by the first fluid bag.
  • the first and second pulse wave signals can be measured under appropriate measurement conditions, and blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time can be accurately performed.
  • the first fluid bag is supplied to the first fluid bag with the first fluid bag surrounding and attached to the measurement site.
  • the fluid bag is in a pressurized state, and the first and second pulse wave sensors are pressed against the measurement site with a certain pressing force, for example.
  • the second blood pressure calculator calculates the blood pressure based on the pressure in the fluid.
  • another member for example, a pressing plate
  • the measurement site is the first portion. Sufficient pressure is applied by the fluid bag to sufficiently close the blood vessel. As a result, blood pressure measurement by the oscillometric method is performed with high accuracy.
  • blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time and blood pressure measurement based on the oscillometric method can be accurately performed with a single blood pressure monitor with a simple configuration, and the blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time can be performed. It is possible to appropriately perform the calibration required for the above.
  • the pressing part is A belt to be mounted around the measurement site; An expansion member that is disposed closer to the measurement site than the belt, and extends and contracts in the thickness direction of the belt; Solid matter disposed at a position corresponding to the first and second pulse wave sensors on the inner peripheral side of the expansion member closer to the measurement site than the expansion member; It is provided with.
  • the “belt” refers to a belt-like member that is mounted around the measurement site regardless of the name.
  • a name such as “band” or “cuff” may be used instead of the belt.
  • each of the first and second pulse wave sensors is The belt, the expansion member, and the solid material disposed at positions corresponding to the first and second pulse wave sensors on the inner peripheral side of the expansion member are locally pressed. Therefore, each of the first and second pulse wave sensors can be pressed with an appropriate pressing force, and blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time can be performed with high accuracy.
  • the expansion member is a second fluid bag that is in a pressurized state or a non-pressurized state by supplying or discharging a fluid.
  • the expansion member In this sphygmomanometer, by supplying a fluid to the second fluid bag as the expansion member, the expansion member is in a pressurized state, and the first and second pulses are passed through the solid matter. Press the wave sensor locally. Therefore, blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time is performed with high accuracy.
  • the fluid when the fluid is discharged from the second fluid bag as the expansion member, the expansion member is in a non-pressurized state.
  • a fluid is supplied to the first fluid bag on which the first and second pulse wave sensors are mounted.
  • the fluid bag is in a pressurized state and sufficiently compresses the measurement site. Therefore, blood pressure measurement by the oscillometric method is performed with high accuracy.
  • the second fluid bag and the first fluid bag that is mounted around the site to be measured can be used by switching the pump. And control can be shared.
  • Each of the first and second pulse wave sensors includes a detection electrode pair for detecting the voltage of the opposing portion.
  • the detection electrode pairs of the first and second pulse wave sensors detect the voltages of the respective opposing portions of the detection electrode pair in the artery passing through the measurement site.
  • a pulse wave signal can be obtained by the method. Therefore, blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time is performed with a simple configuration.
  • such a detection electrode pair can be formed flat by a plate-like or sheet-like flexible electrode, for example. In that case, the detection electrode pair does not prevent the measurement site from being compressed by the first fluid bag, and does not impair the accuracy of blood pressure measurement by the oscillometric method.
  • the first and second pulse wave sensors respectively obtain first and second pulse wave signals output in time series, and a cross-correlation coefficient between the waveforms of the first and second pulse wave signals.
  • a cross-correlation coefficient calculation unit for calculating A pressing force setting unit that sets the pressing force by the expansion member so that the cross-correlation coefficient calculated by the cross-correlation coefficient calculating unit exceeds a predetermined threshold; It is provided with.
  • cross-correlation coefficient means a sample correlation coefficient (also called a Pearson product-moment correlation coefficient).
  • the data string ⁇ y i ⁇ are defined by the equation (Eq.1) shown in FIG.
  • x and y with an upper bar represent average values of x and y, respectively.
  • the pressing member moves the first and second pulse wave sensors with respect to the measurement site with the fluid bag surrounding the measurement site, for example, a certain pressing force. Press.
  • the first and second pulse wave sensors detect the pulse waves of the opposing portions of the artery passing through the measurement site.
  • the cross-correlation coefficient calculating unit obtains the first and second pulse wave signals output in time series by the first and second pulse wave sensors, respectively, and a mutual phase between the waveforms of the pulse wave signals. Calculate the number of relationships.
  • the pressing force setting unit sets the pressing force by the expansion member among the pressing members so that the cross-correlation coefficient calculated by the cross-correlation coefficient calculating unit exceeds a predetermined threshold. To do.
  • the first blood pressure calculation unit calculates blood pressure based on the pulse wave propagation time obtained from the outputs of the first and second pulse wave sensors.
  • the measurement accuracy of the pulse wave propagation time is improved, and the blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time is accurately performed.
  • the pulse wave propagation time can be acquired without unnecessarily increasing the pressing force that compresses the measurement site. Thereby, a user's physical burden can be lightened.
  • the blood pressure measurement method of the present invention comprises: A fluid bag that is mounted around the part to be measured and is in a pressurized or non-pressurized state by supplying or discharging fluid; First and second pulse wave sensors that are mounted on the fluid bag in a state of being separated from each other with respect to the width direction of the fluid bag, and that detect pulse waves of opposing portions of the artery passing through the measurement site; The region corresponding to the first and second pulse wave sensors in the circumferential direction of the fluid bag from the outer peripheral side opposite to the inner peripheral side on which the first and second pulse wave sensors are mounted in the fluid bag.
  • a blood pressure measurement method for measuring blood pressure comprising: When blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time is performed, the fluid bag is brought into a non-pressurized state, the first and second pulse wave sensors are pressed with the pressing force of the pressing portion, and the state is Blood pressure is calculated based on the pulse wave propagation time obtained from the outputs of the first and second pulse wave sensors, When blood pressure is measured by an oscillometric method, the fluid bag is in a pressurized state, and the blood pressure is calculated based on the pressure in the fluid bag.
  • blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time and blood pressure measurement by the oscillometric method can be accurately performed.
  • the device of the present invention is A device including a blood pressure measuring element
  • the blood pressure measurement element is A first fluid bag that is mounted around the portion to be measured and is in a pressurized state or a non-pressurized state by supplying or discharging fluid;
  • the first fluid bag is mounted on the first fluid bag in a state of being separated from each other with respect to the width direction of the first fluid bag, and first and second pulse waves are detected in the opposing portions of the artery passing through the measurement site.
  • a pulse wave sensor The first and second pulses in the circumferential direction of the first fluid bag from the outer peripheral side of the first fluid bag opposite to the inner peripheral side on which the first and second pulse wave sensors are mounted.
  • a pressing unit that locally presses a region corresponding to the wave sensor;
  • the first fluid bag is in a non-pressurized state, the first and second pulse wave sensors are pressed with the pressing force of the pressing portion, and the outputs of the first and second pulse wave sensors are in that state.
  • a first blood pressure calculator that calculates blood pressure based on the pulse wave propagation time obtained from
  • a second blood pressure calculator that calculates the blood pressure based on the pressure in the first fluid bag by setting the first fluid bag in a pressurized state for blood pressure measurement by an oscillometric method, It is characterized by that.
  • the “device” of the present invention widely includes devices having a blood pressure measurement function, and may be configured as a wristwatch type wearable device such as a smart watch, for example.
  • blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time and blood pressure measurement by the oscillometric method can be accurately performed with a single blood pressure monitor with a simple configuration, and the blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time It is possible to appropriately perform the calibration required for the above.
  • blood pressure measurement method and apparatus of the present invention blood pressure measurement method and apparatus of the present invention, blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time and blood pressure measurement by the oscillometric method can be accurately measured with a simple configuration. it can.
  • FIG. 1 It is a perspective view which shows the external appearance of the wrist type
  • FIG. 5 (A) is a diagram schematically showing a cross section along the longitudinal direction of the wrist when blood pressure measurement is performed based on the pulse wave propagation time in a state where the sphygmomanometer is attached to the left wrist.
  • FIG. 5B is a diagram illustrating waveforms of first and second pulse wave signals output from the first and second pulse wave sensors, respectively. It is a figure which shows typically the cross section along the longitudinal direction of the wrist at the time of performing the blood pressure measurement by the oscillometric method in the state with which the said blood pressure meter was mounted
  • the blood pressure meter executes the blood pressure measurement method of one embodiment to acquire a pulse wave propagation time (Pulse Transit Time; PTT), and shows an operation flow when performing blood pressure measurement (estimation) based on the pulse wave propagation time.
  • PTT Pulse Transit Time
  • SBP blood pressure
  • SBP blood pressure
  • FIG. 1 shows the appearance of a wrist sphygmomanometer (the whole is denoted by reference numeral 1) according to an embodiment as viewed obliquely.
  • FIG. 2 schematically shows a cross section perpendicular to the longitudinal direction of the left wrist 90 in a state where the sphygmomanometer 1 is attached to the left wrist 90 as a measurement site (hereinafter referred to as “attached state”). It shows.
  • the sphygmomanometer 1 roughly includes a belt 20 to be worn around the user's left wrist 90 and a main body 10 integrally attached to the belt 20.
  • the belt 20 has an elongated strip shape so as to surround the left wrist 90 along the circumferential direction.
  • the dimension (width dimension) in the width direction Y of the belt 20 is set to about 30 mm in this example.
  • the belt 20 is attached along the inner peripheral surface 23a of the belt-shaped body 23 that forms the outer peripheral surface 20b, and is compressed as a first fluid bag that forms the inner peripheral surface 20a to be in contact with the left wrist 90.
  • a cuff 21 (see FIG. 2).
  • the compression cuff 21 Similar to the belt 20, it has an elongated strip shape so as to surround the left wrist 90 along the circumferential direction.
  • the main body 10 is integrally provided at one end 20e in the circumferential direction of the belt 20 by integral molding in this example.
  • the belt 20 and the main body 10 may be formed separately, and the main body 10 may be integrally attached to the belt 20 via an engaging member (for example, a hinge).
  • the part where the main body 10 is arranged is scheduled to correspond to the back side surface (the back side surface) 90b of the left wrist 90 in the mounted state (see FIG. 2).
  • FIG. 2 a radial artery 91 passing through the vicinity of the palm side surface (the palm side surface) 90a in the left wrist 90 is shown.
  • the main body 10 has a three-dimensional shape having a thickness in a direction perpendicular to the outer peripheral surface 20 b of the belt 20.
  • the main body 10 is small and thin so as not to disturb the daily activities of the user.
  • the main body 10 has a quadrangular frustum-shaped outline protruding outward from the belt 20.
  • a display 50 that forms a display screen is provided on the top surface 10a of the main body 10 (the surface farthest from the part to be measured). Further, an operation unit 52 for inputting an instruction from the user is provided along the side surface 10f of the main body 10 (the side surface on the left front side in FIG. 1).
  • Electrode group On the inner peripheral surface 20a of the portion of the belt 20 where the impedance measuring unit 40 is disposed, six plate-shaped (or sheet-shaped) electrodes 41 to 46 (in the state of being separated from each other in the width direction Y of the belt 20). All of these are referred to as “electrode group” and represented by reference numeral 40E) (which will be described in detail later).
  • electrode group On the inner peripheral surface 20a of the portion of the belt 20 where the impedance measuring unit 40 is disposed, six plate-shaped (or sheet-shaped) electrodes 41 to 46 (in the state of being separated from each other in the width direction Y of the belt 20). All of these are referred to as “electrode group” and represented by reference numeral 40E) (which will be described in detail later).
  • the part where the electrode group 40E is arranged is scheduled to correspond to the radial artery 91 of the left wrist 90 in the mounted state (see FIG. 2).
  • the solid material 22 is disposed at a position corresponding to the electrode group 40E (see FIG. 2). Further, on the outer peripheral side of the solid material 22, a pressing cuff 24 as a second fluid bag is disposed as an expansion member that locally presses a region corresponding to the electrode group 40 ⁇ / b> E in the circumferential direction of the compression cuff 21. .
  • the pressing cuff 24 is disposed on the inner peripheral surface 23a of the belt-like body 23 constituting the belt 20 (see FIG. 2).
  • the pressure cuff 24 is a fluid bag that expands and contracts in the thickness direction of the belt 20 and is in a pressurized state or a non-pressurized state by supplying or discharging fluid.
  • the buckle 15 includes a first plate-like member 25 disposed on the outer peripheral side and a second plate-like member 26 disposed on the inner peripheral side.
  • One end 25 e of the first plate-like member 25 is attached to the main body 10 via a connecting rod 27 extending along the width direction Y so as to be rotatable.
  • the other end portion 25f of the first plate-like member 25 is rotatably attached to one end portion 26e of the second plate-like member 26 via a connecting rod 28 extending along the width direction Y. ing.
  • the other end portion 26 f of the second plate-like member 26 is fixed in the vicinity of the end portion 20 f of the belt 20 by a fixing portion 29.
  • the attachment position of the fixing portion 29 in the circumferential direction of the belt 20 is variably set in advance according to the peripheral length of the user's left wrist 90.
  • the sphygmomanometer 1 (belt 20) is configured in a substantially annular shape as a whole, and the bottom surface 10b of the main body 10 and the end 20f of the belt 20 can be opened and closed in the direction of arrow B by the buckle 15. Yes.
  • the user puts his left hand on the belt 20 in the direction indicated by the arrow A in FIG. 1 with the buckle 15 opened and the diameter of the belt 20 increased. Pass through. Then, as shown in FIG. 2, the user adjusts the angular position of the belt 20 around the left wrist 90 and positions the impedance measuring unit 40 of the belt 20 on the radial artery 91 passing through the left wrist 90. . As a result, the electrode group 40E of the impedance measuring unit 40 comes into contact with the portion 90a1 corresponding to the radial artery 91 of the palm side surface 90a of the left wrist 90. In this state, the user closes and fixes the buckle 15. In this way, the user wears the sphygmomanometer 1 (belt 20) on the left wrist 90.
  • the band-like body 23 is made of a plastic material that is flexible in the thickness direction and substantially non-stretchable in the circumferential direction (longitudinal direction) in this example.
  • the compression cuff 21 is configured as a fluid bag by facing two polyurethane sheets that can be expanded and contracted in the thickness direction and welding their peripheral portions.
  • the electrode group 40E of the impedance measuring unit 40 is disposed in a portion of the inner peripheral surface 20a of the compression cuff 21 (belt 20) corresponding to the radial artery 91 of the left wrist 90.
  • the electrode group 40E of the impedance measuring unit 40 corresponds to the radial artery 91 of the left wrist 90 along the longitudinal direction of the wrist (corresponding to the width direction Y of the belt 20). It will be in a line.
  • the electrode group 40E includes a current electrode pair 41, 46 for energization disposed on both sides and a first pulse wave for voltage detection disposed between the current electrode pair 41, 46.
  • a first detection electrode pair 42 and 43 forming a sensor 40-1 and a second detection electrode pair 44 and 45 forming a second pulse wave sensor 40-2 are included.
  • the second detection electrode pair 44 and 45 is arranged corresponding to the portion of the radial artery 91 on the more downstream side of the blood flow.
  • the distance D (see FIG. 5A) between the center of the first detection electrode pair 42 and 43 and the center of the second detection electrode pair 44 and 45 is set to 20 mm in this example.
  • This distance D corresponds to a substantial distance between the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-2.
  • the interval between the first detection electrode pair 42 and 43 and the interval between the second detection electrode pair 44 and 45 are both set to 2 mm in this example.
  • Such an electrode group 40E can be configured to be flat. Therefore, in the sphygmomanometer 1, the belt 20 can be configured to be thin as a whole. Such an electrode group 40E can be configured flexibly. Therefore, these electrode groups 40E do not hinder the compression of the left wrist 90 by the compression cuff 21, and do not impair the accuracy of blood pressure measurement by the oscillometric method described later.
  • the press cuff 24 as an expansion member is disposed on the inner peripheral surface 23 a of the belt-like body 23 constituting the belt 20 as described above.
  • the pressing cuff 24 is configured as a fluid bag by facing two stretchable polyurethane sheets in the thickness direction and welding their peripheral portions.
  • a solid material 22 is disposed at a position corresponding to the electrode group 40 ⁇ / b> E on the inner peripheral surface 24 a of the pressing cuff 24.
  • the solid material 22 is made of a plate-like resin having a thickness of about 1 to 2 mm (in this example, polypropylene).
  • the belt 20, the pressing cuff 24, and the solid material 22 are used as the pressing portion.
  • FIG. 4 shows a block configuration of the control system of the sphygmomanometer 1.
  • the main body 10 of the sphygmomanometer 1 is equipped with a CPU (Central Processing Unit) 100 as a control unit, a memory 51 as a storage unit, and a communication unit 59 in addition to the display 50 and the operation unit 52 described above. Yes.
  • the main body 10 is equipped with a first pressure sensor 31, a pump 32, a valve 33, and a second pressure sensor 34.
  • the main body 10 is equipped with an oscillation circuit 310 and an oscillation circuit 340 that convert the outputs from the first pressure sensor 31 and the second pressure sensor 34 into frequencies, and a pump drive circuit 320 that drives the pump 32. .
  • an energization and voltage detection circuit 49 is mounted on the impedance measuring unit 40. Moreover, the switching valve 35 which switches the connection destination of the pump 32 and the valve 33 to the compression cuff 21 or the press cuff 24 is mounted.
  • the display 50 is composed of an organic EL (Electro Luminescence) display, and displays information related to blood pressure measurement such as a blood pressure measurement result and other information in accordance with a control signal from the CPU 100.
  • the display device 50 is not limited to the organic EL display, and may be another type of display device such as an LCD (Liquid Cristal Display).
  • the operation unit 52 is composed of a push-type switch, and inputs an operation signal according to a blood pressure measurement start or stop instruction from the user to the CPU 100.
  • the operation unit 52 is not limited to a push-type switch, and may be, for example, a pressure-sensitive (resistance) or proximity (capacitance) touch panel switch.
  • a microphone (not shown) may be provided, and a blood pressure measurement start instruction may be input by a user's voice.
  • the memory 51 includes data of a program for controlling the sphygmomanometer 1, data used for controlling the sphygmomanometer 1, setting data for setting various functions of the sphygmomanometer 1, data of measurement results of the blood pressure value, etc. Is stored temporarily.
  • the memory 51 is used as a work memory when the program is executed.
  • the CPU100 performs various functions as a control part according to the program for controlling the blood pressure meter 1 memorize
  • FIG. For example, when executing blood pressure measurement by the oscillometric method, the CPU 100 responds to an instruction to start blood pressure measurement from the operation unit 52 based on a signal from the first pressure sensor 31 and the pump 32 (and the valve 33). The control which drives is performed. In this example, the CPU 100 performs control to calculate a blood pressure value based on a signal from the first pressure sensor 31.
  • the CPU 100 drives the valve 33 to discharge the air in the compression cuff 21 in response to an instruction to start blood pressure measurement from the operation unit 52. Take control. Further, the CPU 100 controls the drive of the switching valve 35 to switch the connection destination of the pump 32 (and the valve 33) to the pressing cuff 24. Further, the CPU 100 performs control to calculate a blood pressure value based on a signal from the second pressure sensor 34.
  • the communication unit 59 is controlled by the CPU 100 to transmit predetermined information to an external device via the network 900, or receives information from the external device via the network 900 and passes it to the CPU 100.
  • Communication via the network 900 may be either wireless or wired.
  • the network 900 is the Internet, but is not limited thereto, and may be another type of network such as a hospital LAN (Local Area Network), or a USB cable 1 or the like. One-to-one communication may be used.
  • the communication unit 59 may include a micro USB connector.
  • the pump 32 and the valve 33 are connected to the compression cuff 21 and the press cuff 24 via the switching valve 35 and the air pipes 39a and 39b.
  • the first pressure sensor 31 is connected to the compression cuff 21 and the press cuff 24 via the air pipe 38a, and the second pressure sensor 34 is connected via the air pipe 38b.
  • the first pressure sensor 31 detects the pressure in the compression cuff 21 via the air pipe 38a.
  • the switching valve 35 is driven based on a control signal given from the CPU 100 and switches the connection destination of the pump 32 and the valve 33 to the compression cuff 21 or the press cuff 24.
  • the pump 32 is a piezoelectric pump.
  • the pump 32 passes through the air pipe 39a in order to pressurize the pressure (cuff pressure) in the compression cuff 21. Air as a pressurizing fluid is supplied to the compression cuff 21.
  • the pump 32 uses an air pipe to pressurize the pressure (cuff pressure) in the pressing cuff 24. Air as a pressurizing fluid is supplied to the press cuff 24 through 39b.
  • the valve 33 is mounted on the pump 32 and is configured to be opened and closed as the pump 32 is turned on / off. That is, when the connection destination of the pump 32 and the valve 33 is switched to the compression cuff 21 by the switching valve 35, the valve 33 is closed when the pump 32 is turned on, and air is enclosed in the compression cuff 21. On the other hand, the pump 32 is opened when the pump 32 is turned off, and the air in the compression cuff 21 is discharged into the atmosphere through the air pipe 39a. When the connection destination of the pump 32 and the valve 33 is switched to the pressing cuff 24 by the switching valve 35, the valve 33 closes when the pump 32 is turned on and encloses air in the pressing cuff 24.
  • the pump 32 When the pump 32 is turned off, the pump 32 is opened and the air in the pressing cuff 24 is discharged into the atmosphere through the air pipe 39b.
  • the valve 33 has a check valve function, and the discharged air does not flow backward.
  • the pump drive circuit 320 drives the pump 32 based on a control signal given from the CPU 100.
  • the first pressure sensor 31 is a piezoresistive pressure sensor in this example, and is connected to the pump 32, the valve 33, and the compression cuff 21 via an air pipe 38a.
  • the first pressure sensor 31 detects the pressure of the belt 20 (the compression cuff 21), in this example, the pressure based on the atmospheric pressure (zero) in this example, and outputs it as a time-series signal via the air pipe 38a.
  • the oscillation circuit 310 oscillates based on an electric signal value based on a change in electric resistance due to the piezoresistive effect from the first pressure sensor 31, and outputs a frequency signal having a frequency corresponding to the electric signal value of the first pressure sensor 31 to the CPU 100. Output to.
  • the output of the first pressure sensor 31 controls blood pressure values (systolic blood pressure (SBP) and diastolic blood pressure (Sias) and diastolic blood pressure (Diastolic blood pressure)) in order to control the pressure of the compression cuff 21 and by the oscillometric method. DBP))) is used to calculate.
  • SBP blood pressure
  • Sias diastolic blood pressure
  • DBP diastolic blood pressure
  • a cuff When measuring blood pressure according to a general oscillometric method, the following operations are generally performed. That is, a cuff is wound around a measurement site (such as an arm) of a subject in advance, and at the time of measurement, the CPU 100 controls the pump 32 and the valve 33 to increase the cuff pressure higher than the maximum blood pressure, and then gradually reduce the cuff pressure. To go. In the process of reducing the pressure, the cuff pressure is detected by a pressure sensor, and the fluctuation of the arterial volume generated in the artery at the measurement site is extracted as a pulse wave signal.
  • systolic blood pressure Systolic Blood Blood Pressure
  • diastolic blood pressure Diastolic Blood Blood Pressure
  • the second pressure sensor 34 is a piezoresistive pressure sensor in this example, and is connected to the pump 32, the valve 33, and the pressing cuff 24 via an air pipe 38b.
  • the second pressure sensor 34 detects the pressure of the pressure cuff 24, in this example, the pressure based on the atmospheric pressure (zero) as a reference (zero) via the air pipe 38 b, and outputs it as a time-series signal.
  • the oscillation circuit 340 oscillates based on an electrical signal value based on a change in electrical resistance due to the piezoresistive effect from the second pressure sensor 34, and outputs a frequency signal having a frequency corresponding to the electrical signal value of the second pressure sensor 34 to the CPU 100. Output to.
  • the output of the second pressure sensor 34 is used to control the pressure of the pressure cuff 24 and to calculate the blood pressure based on the pulse wave propagation time.
  • the CPU 100 controls the pump 32 and the valve 33 to increase and decrease the cuff pressure according to various conditions. Do. Details will be described later.
  • the battery 53 supplies power to the elements mounted on the main body 10.
  • the battery 53 also supplies power to the energization and voltage detection circuit 49 of the impedance measurement unit 40 through the wiring 71.
  • the wiring 71, together with the signal wiring 72, is sandwiched between the belt-like body 23 of the belt 20 and the compression cuff 21, and between the main body 10 and the impedance measuring unit 40 along the circumferential direction of the belt 20. It is provided to extend.
  • FIG. 5A schematically shows a cross section along the longitudinal direction of the wrist in a state where the sphygmomanometer 1 is attached to the left wrist 90 when blood pressure measurement based on the pulse wave propagation time is performed.
  • FIG. 5B shows the waveforms of the first pulse wave signal PS1 and the second pulse wave signal PS2 output from the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-2, respectively.
  • the energization and voltage detection circuit 49 of the impedance measurement unit 40 is controlled by the CPU 100, and during the operation, as shown in FIG. 5A, on both sides in the longitudinal direction of the wrist (corresponding to the width direction Y of the belt 20).
  • a high-frequency constant current i having a frequency of 50 kHz and a current value of 1 mA is passed between the arranged current electrode pairs 41 and 46.
  • the energization and voltage detection circuit 49 forms a voltage signal v1 between the first detection electrode pair 42 and 43 forming the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-2.
  • a voltage signal v2 between the second detection electrode pair 44 and 45 is detected.
  • These voltage signals v1 and v2 are the blood of the radial artery 91 at the part of the palm side surface 90a of the left wrist 90 where the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-2 face each other. Represents changes in electrical impedance due to current pulse waves (impedance method).
  • the energization and voltage detection circuit 49 rectifies, amplifies and filters these voltage signals v1 and v2, and first pulse wave signals PS1 and PS2 having a mountain-like waveform as shown in FIG.
  • the pulse wave signal PS2 is output in time series.
  • the voltage signals v1 and v2 are about 1 mV.
  • each of the peaks A1 and A2 of the first pulse wave signal PS1 and the second pulse wave signal PS2 is about 1V in this example.
  • the pulse wave velocity (PWV) of blood flow in the radial artery 91 is in the range of 1000 cm / s to 2000 cm / s
  • the pressure cuff 24 is in a pressurized state, and the compression cuff 21 is in a non-pressurized state due to the discharge of internal air.
  • the pressing cuff 24 is disposed across the first pulse wave sensor 40-1, the second pulse wave sensor 40-2, and the current electrode pair 41 and 46 with respect to the arterial direction of the radial artery 91.
  • the solid material 22 is also disposed across the first pulse wave sensor 40-1, the second pulse wave sensor 40-2, and the current electrode pairs 41 and 46 with respect to the arterial direction of the radial artery 91.
  • the press cuff 24 when the press cuff 24 is pressurized by the pump 32, the first pulse wave sensor 40-1, the second pulse wave sensor 40-2, and the current electrode pair 41, 46 are passed through the solid material 22. Press against the palm side surface 90 a of the left wrist 90. Each pressing force of the current electrode pair 41, 46, the first pulse wave sensor 40-1, and the second pulse wave sensor 40-2 against the palm side surface 90a of the left wrist 90 should be set to an appropriate value. Can do.
  • the pressure cuff 24 of the fluid bag is used as the pressing portion, the pump 32 and the valve 33 can be used in common with the compression cuff 21, and the configuration can be simplified.
  • the pressing force on the measurement site is reduced. It becomes uniform and blood pressure can be measured based on pulse wave propagation time with high accuracy.
  • FIG. 6 schematically shows a cross section along the longitudinal direction of the wrist when the sphygmomanometer 1 is attached to the left wrist 90 when blood pressure is measured by the oscillometric method.
  • the pressure cuff 24 is in a non-pressurized state because the internal air is discharged, and the compression cuff 21 is in a pressurized state to which air is supplied.
  • the compression cuff 21 extends in the circumferential direction of the wrist 90, and when pressed by the pump 32, it uniformly compresses the circumferential direction of the wrist 90.
  • the compression by the compression cuff 21 is not hindered by other members, and the blood vessel is sufficiently removed. Can be closed. Therefore, blood pressure measurement by the oscillometric method can be performed with high accuracy.
  • FIG. 7 shows an operation flow when the blood pressure measurement method of the embodiment is executed and the blood pressure monitor 1 performs blood pressure measurement by the oscillometric method.
  • step S1 When the user instructs blood pressure measurement by the oscillometric method with a push switch as the operation unit 52 provided in the main body 10 (step S1), the CPU 100 starts operation and initializes a processing memory area (step S2). ). Further, the CPU 100 turns off the pump 32 through the pump drive circuit 320, opens the valve 33, and discharges the air in the compression cuff 21. Subsequently, control is performed to set the current output value of the first pressure sensor 31 as a value corresponding to atmospheric pressure (0 mmHg adjustment).
  • the CPU 100 closes the valve 33 and then drives the pump 32 via the pump drive circuit 320 to perform control to send air to the compression cuff 21.
  • the compression cuff 21 is expanded and the cuff pressure Pc (see FIG. 8) is gradually increased (step S3 in FIG. 7).
  • the CPU 100 monitors the cuff pressure Pc by the first pressure sensor 31 in order to calculate the blood pressure value, and changes in the arterial volume generated in the radial artery 91 of the left wrist 90 as the measurement site.
  • the component is acquired as a pulse wave signal Pm as shown in FIG.
  • step S4 in FIG. 7 the CPU 100 operates as a second blood pressure calculation unit and applies a known algorithm by an oscillometric method based on the pulse wave signal Pm acquired at this time. Attempts to calculate blood pressure values (systolic blood pressure SBP and diastolic blood pressure DBP).
  • the cuff pressure Pc reaches the upper limit pressure (for example, 300 mmHg is determined in advance for safety). Unless otherwise, the processes in steps S3 to S5 are repeated.
  • step S5 When the blood pressure value can be calculated in this way (YES in step S5), the CPU 100 stops the pump 32 via the pump drive circuit 320, opens the valve 33, and discharges the air in the compression cuff 21. (Step S6). Finally, the blood pressure measurement result is displayed on the display device 50 and recorded in the memory 51 (step S7).
  • the calculation of the blood pressure value is not limited to the pressurization process, and may be performed in the decompression process.
  • FIG. 9 shows a case where the blood pressure measurement method of one embodiment is executed and the sphygmomanometer 1 acquires a pulse wave transit time (PTT) and performs blood pressure measurement (estimation) based on the pulse wave transit time. The operation flow is shown.
  • PTT pulse wave transit time
  • the range in which the cross-correlation coefficient r exceeds a predetermined threshold Th is an appropriate range of pressing force (this is referred to as “appropriate pressing range”). It is based on the idea that In this example, the appropriate pressing range is a range where the pressing force (cuff pressure Pc) is from the lower limit value P1 ⁇ 72 mmHg to the upper limit value P2 ⁇ 135 mmHg.
  • the CPU 100 drives the switching valve 35 to turn on the pump 32 and the valve 33.
  • the connection destination is switched to the press cuff 24 (step S11 in FIG. 8).
  • the CPU 100 closes the valve 33 and drives the pump 32 via the pump drive circuit 320 to perform control to send air to the pressing cuff 24.
  • the pressure cuff 24 is expanded and the cuff pressure Pc (see FIG. 5A) is gradually increased.
  • the cuff pressure Pc may be increased stepwise so that the time for calculating the cross-correlation coefficient r described below can be easily secured.
  • the CPU 100 operates as a cross-correlation coefficient calculation unit, and the first and second pulse wave sensors 40-1 and 40-2 output the first and second pulse waves in time series, respectively. Pulse wave signals PS1 and PS2 are obtained, and a cross-correlation coefficient r between the waveforms of the first and second pulse wave signals PS1 and PS2 is calculated in real time (step S13 in FIG. 9).
  • Th 0.99
  • the correlation coefficient r is set to a value when the threshold Th is exceeded.
  • the cuff pressure Pc is set to a value at the time when the cross correlation coefficient r exceeds the threshold Th, that is, P1 ( ⁇ 72 mmHg) shown in FIG.
  • the CPU 100 acquires the time difference ⁇ t (see FIG. 5B) between the first and second pulse wave signals PS1 and PS2 as the pulse wave propagation time (PTT) (step S16 in FIG. 9). . More specifically, in this example, the time difference ⁇ t between the peak A1 of the first pulse wave signal PS1 and the peak A2 of the second pulse wave signal PS2 is acquired as the pulse wave propagation time (PTT).
  • the measurement accuracy of the pulse wave propagation time can be increased.
  • the cuff pressure Pc is set to a value when the cross-correlation coefficient r exceeds the threshold Th, the pulse wave propagation time can be acquired without unnecessarily increasing the cuff pressure Pc. Thereby, a user's physical burden can be lightened.
  • the CPU 100 operates as a first blood pressure calculation unit, and uses the predetermined correspondence equation Eq between the pulse wave propagation time and the blood pressure to obtain the pulse wave propagation time (PTT) acquired in step S16. Based on this, the blood pressure is calculated (estimated) (step S17 in FIG. 9).
  • the predetermined correspondence equation Eq between the pulse wave propagation time and the blood pressure is expressed by, for example, the equation (Eq. 2) in FIG. 13 when the pulse wave propagation time is represented by DT and the blood pressure is represented by EBP, respectively. It is also provided as a known fractional function including the term 1 / DT 2 (see, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 10-201724).
  • ⁇ and ⁇ each represent a known coefficient or constant.
  • the measurement accuracy of the pulse wave propagation time is increased as described above, so that the blood pressure measurement accuracy can be increased.
  • the measurement result of the blood pressure value is displayed on the display device 50 and recorded in the memory 51.
  • step S18 of FIG. 9 the pulse wave propagation time (PTT) is calculated (FIG. 9).
  • Step S16) and blood pressure calculation (estimation) are repeated periodically each time the first and second pulse wave signals PS1 and PS2 are input according to the pulse wave.
  • the CPU 100 updates and displays the measurement result of the blood pressure value on the display device 50 and accumulates and records it in the memory 51. Then, when a measurement stop is instructed in step S18 of FIG. 9 (YES in step S18 of FIG. 9), the measurement operation is terminated.
  • blood pressure can be continuously measured over a long period of time with a light physical burden on the user by measuring blood pressure based on the pulse wave propagation time (PTT).
  • PTT pulse wave propagation time
  • blood pressure measurement (estimation) based on the pulse wave propagation time and blood pressure measurement by the oscillometric method can be performed by an integrated device. Therefore, user convenience can be improved.
  • FIG. 11A shows the scatter diagram of FIG. 11A for various users (subjects) under the conditions in which the pressing force (cuff pressure Pc) is set to 40 mmHg (less than the lower limit value P1 shown in FIG. 10) by the sphygmomanometer 1.
  • the relationship between the measured pulse wave propagation time (PTT) and the systolic blood pressure (SBP) obtained by blood pressure measurement by the oscillometric method (step S5 in FIG. 7) is shown.
  • FIG. 11A there is almost no correlation between the pulse wave propagation time (PTT) and the systolic blood pressure (SBP).
  • the correlation coefficient was calculated by fitting with the equation (Eq.2) in FIG. 13, the correlation coefficient was ⁇ 0.07.
  • the scatter diagram of FIG. 11B shows that the pressing force (cuff pressure Pc) by the sphygmomanometer 1 is 130 mmHg (between the lower limit value P1 and the upper limit value P2 shown in FIG.
  • Pulse wave propagation time (PTT) acquired under the condition set within the appropriate pressing range) and systolic blood pressure (SBP) obtained by blood pressure measurement by the oscillometric method (step S5 in FIG. 7) Shows the relationship.
  • the correlation between pulse wave propagation time (PTT) and systolic blood pressure (SBP) is strong.
  • the correlation coefficient was calculated by fitting with the equation (Eq.2) in FIG. 13, the correlation coefficient was ⁇ 0.90.
  • the correlation between the pulse wave transit time (PTT) and the systolic blood pressure (SBP) can be enhanced.
  • the reason why the correlation between the pulse wave propagation time (PTT) and the systolic blood pressure (SBP) is thus increased is that the measurement accuracy of the pulse wave propagation time (PTT) is increased by the setting of the pressing force according to the present invention. This is thought to be because of this. Thereby, the measurement accuracy of blood pressure can be increased.
  • an equation including a term of 1 / DT, a term of a heartbeat cycle RR, and a term of a volume pulse wave area ratio VR may be used (for example, JP, 2000-33078, A).
  • ⁇ , ⁇ , ⁇ , and ⁇ represent known coefficients or constants, respectively.
  • the heartbeat cycle RR and the volume pulse wave area ratio VR are calculated by the CPU 100 based on the pulse wave signals PS1 and PS2.
  • the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-2 change the impedance of the pulse wave of the artery (radial artery 91) passing through the measurement site (left wrist 90).
  • the pulse wave of the artery may be detected as a change in volume (photoelectric method).
  • each of the first and second pulse wave sensors includes a piezoelectric sensor in contact with the measurement site, and distortion caused by the pressure of the artery passing through the corresponding portion of the measurement site is defined as a change in electrical resistance. It may be detected (piezoelectric method).
  • each of the first and second pulse wave sensors includes a transmitting element that transmits a radio wave (transmitted wave) toward an artery that passes through a corresponding portion of the measurement site, and a receiving element that receives a reflected wave of the radio wave. And a change in the distance between the artery and the sensor due to the pulse wave of the artery may be detected as a phase shift between the transmitted wave and the reflected wave (radiation method).
  • the sphygmomanometer 1 is supposed to be attached to the left wrist 90 as a site to be measured.
  • the site to be measured only needs to pass through an artery, and may be an upper limb such as an upper arm other than a wrist, or may be a lower limb such as an ankle or thigh.
  • the belt 20, the pressure cuff 24, and the solid material 22 are given as examples of the pressing portion.
  • the present invention is not limited to this example, and the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-1
  • the pulse wave sensor 40-2 may be a pressing portion that mechanically expands in the thickness direction from the outer peripheral surface of the compression cuff 21 in a non-pressurized state.
  • the fluid bag pressing cuff 24 is given as an example of the expansion member.
  • the present invention is not limited to this example, and the solid material 22 is formed mechanically by the expansion member that expands in the thickness direction.
  • the first pulse wave sensor 40-1 and the second pulse wave sensor 40-2 may be pressed.
  • the CPU 100 mounted on the sphygmomanometer 1 works as a cross-correlation coefficient calculation unit, a pressing force setting unit, and first and second blood pressure calculation units, and measures blood pressure by the oscillometric method (see FIG. 7) and blood pressure measurement (estimation) based on PTT (operation flow in FIG. 9).
  • the present invention is not limited to this.
  • a substantial computer device such as a smartphone provided outside the sphygmomanometer 1 includes a waveform comparison unit, a pulse wave sensor pressing force setting unit, a current electrode pressing force setting unit, a measurement processing unit, a first and a second Working as a blood pressure calculation unit, the blood pressure meter 1 performs blood pressure measurement by the oscillometric method (operation flow in FIG. 7) and blood pressure measurement (estimation) based on the PTT (operation flow in FIG. 9) via the network 900. It may be.
  • the present invention is not limited to this example, and the compression cuff 21 and the pressing cuff 24 including the belt 20 And a main body placed on a table, and the main body may be equipped with a pump.
  • the cuff and the main body may be connected via an elongated tube, and fluid may be supplied from the main body to the cuff.
  • the sphygmomanometer 1 of the above-described embodiment may be configured as a multifunctional device having a watch-type wearable device.

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Abstract

本発明の血圧計は、被測定部位（９０）を取り巻いて装着される第１の流体袋（２１）と、第１の流体袋（２１）に搭載され、被測定部位（９０）を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサ（４０－１，４０－２）と、第１の流体袋（２１）の外周側から、第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部（２２，２４）とを備える。第１の流体袋（２１）を非加圧状態にして、押圧部（２２，２４）の押圧力で第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する。また、オシロメトリック法による血圧測定のために、第１の流体袋（２１）を加圧状態にして、第１の流体袋（２１）内の圧力に基づいて血圧を算出する。

Description

血圧計および血圧測定方法並びに機器
　この発明は血圧計および血圧測定方法に関し、より詳しくは、動脈を伝播する脈波の伝播時間（脈波伝播時間；Pulse Transit Time；ＰＴＴ）に基づく血圧測定と、オシロメトリック法による血圧測定とが可能な血圧計および血圧測定方法に関する。さらに、この発明は、血圧測定機能を備えた機器に関する。
　従来、例えば特許文献１（特開平１０－３２８１５１号公報）に開示されているように、橈骨動脈に沿って第１、２圧力センサを配置し、これらの第１、２圧力センサを、空気袋により押圧板を介して手首に向かって押圧する技術が知られている。この技術では、第１、２圧力センサからそれぞれ検出された脈波信号の時間差である脈波伝播時間を測定し、脈波伝播時間に基づいて血圧の測定を行っている。
特開平１０－３２８１５１号公報
　特許文献１のように脈波伝播時間に基づいて血圧の測定を行う場合には、安静時において血圧の算出に必要なパラメータを被験者ごとに最適化することが必要になる。また、このような最適化を行ったとしても、測定条件によって脈波伝播時間と血圧との関係が異なるため、オシロメトリック法を用いた血圧計で測定した血圧により、キャリブレーションを行うことが必要になる。
　従来は、キャリブレーションのために、脈波伝播時間に基づいて血圧の測定を行う装置とは別に、オシロメトリック法の血圧計を用意して血圧の測定を行っており、被験者にとって非常に不便であった。したがって、これらの異なる種類の血圧測定を一つの装置で行うことが従来から望まれていた。
　例えば、特許文献１に記載された第１、２圧力センサ、押圧板、および空気袋の外周に、オシロメトリック法の血圧計で用いられる手首を取り巻いて装着されるカフを設け、このカフを用いてオシロメトリック法による血圧測定を行うことも考えられる。
　しかしながら、この場合には、カフと手首との間に、第１、２圧力センサ、および押圧板が存在しているため、これらの硬い部材が手首に対する圧迫を阻害して血管を充分に閉じることができず、血圧の測定精度が低下するという問題があった。
　そこで、この発明の課題は、脈波伝播時間に基づく血圧測定と、オシロメトリック法による血圧測定とを、簡単な構成でそれぞれ精度良く測定できる血圧計および血圧測定方法並びに機器を提供することにある。
　上記課題を解決するため、この発明の血圧計は、
　被測定部位を取り巻いて装着され、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第１の流体袋と、
　上記第１の流体袋に、この第１の流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
　上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
　上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
　オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部と、
を備えたことを特徴とする。
　本明細書で、「被測定部位」とは、動脈が通っている部位を指す。被測定部位は、例えば手首、上腕などの上肢であっても良いし、足首、大腿などの下肢であっても良い。
　また、「流体袋」とは、名称の如何を問わず、流体を収容可能な袋状の部材を指す。例えば、流体袋に代えて、「カフ」などの名称であっても良い。「流体」は、液体と気体の両方を含み、例えば、水、空気などを用いることができる。
　また、流体袋の「幅方向」とは、被測定部位の長手方向に相当する。
　この発明の血圧計では、第１の流体袋に、この第１の流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で第１、第２の脈波センサが搭載されている。また、上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側には、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部が設けられている。脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる場合には、上記第１の流体袋から流体が排出されることにより上記第１の流体袋は非加圧状態となる。ここで、上記押圧部が、被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、例えば或る押圧力で押圧する。この状態で、第１の血圧算出部は、上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する。この場合には、上記押圧部と上記第１、第２の脈波センサとの間には、上記第１の流体袋が介在しているが、上記第１の流体袋は非加圧状態となっているので、上記押圧部による上記第１、第２の脈波センサの押圧は上記第１の流体袋により妨げられることがない。その結果、適切な測定条件で上記第１、第２の脈波信号の測定を行うことができ、脈波伝播時間に基づく血圧測定を精度良く行うことができる。一方、オシロメトリック法による血圧測定が行われる場合には、上記第１の流体袋が被測定部位を取り巻いて装着された状態で、上記第１の流体袋に流体を供給することにより上記第１の流体袋は加圧状態となり、被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、例えば或る押圧力で押圧する。この状態で、第２の血圧算出部は、上記流体内の圧力に基づいて血圧を算出する。ここで、上記第１の流体袋と上記第１、第２の脈波センサとの間には、他の部材（例えば、押圧板）が介在していないので、被測定部位は上記第１の流体袋により充分に圧迫され、血管を充分に閉じることができる。その結果、オシロメトリック法による血圧測定が精度良く行われる。したがって、この発明によれば、簡単な構成で、一つの血圧計で脈波伝播時間に基づく血圧測定とオシロメトリック法による血圧測定とを精度良く行うことができ、脈波伝播時間に基づく血圧測定に必要なキャリブレーションを適切に行うことができる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記押圧部は、
　上記被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
　上記ベルトよりも上記被測定部位に近い上記ベルトの内周側に配置され、上記ベルトの厚さ方向に伸縮する拡張部材と、
　上記拡張部材よりも上記被測定部位に近い上記拡張部材の内周側の、上記第１、第２の脈波センサに対応する位置に配置された固形物と、
を備えたことを特徴とする。
　この実施形態において、「ベルト」とは、名称の如何を問わず、被測定部位を取り巻いて装着される帯状の部材を指す。例えば、ベルトに代えて、「バンド」、「カフ」などの名称であっても良い。
　この一実施形態の血圧計では、脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる場合に、上記ベルトが被測定部位を取り巻いて装着され、上記第１の流体袋から流体が排出されることにより上記第１の流体袋が非加圧になった状態で、押圧部が上記ベルトの内周側に配置された上記拡張部材を拡張させると、上記第１、第２の脈波センサのそれぞれは、上記ベルト、上記拡張部材、および上記拡張部材の内周側の上記第１、第２の脈波センサに対応する位置に配置された上記固形物により局所的に押圧される。したがって、上記第１、第２の脈波センサのそれぞれを適切な押圧力で押圧することができ、精度良く脈波伝播時間に基づく血圧測定を行うことができる。
　一実施形態の脈波測定装置では、
　上記拡張部材は、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第２の流体袋であることを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記拡張部材としての第２の流体袋に流体を供給することにより、上記拡張部材は加圧状態となり、上記固形物を介して上記第１、第２の脈波センサを局所的に押圧する。したがって、脈波伝播時間に基づく血圧測定が精度良く行われる。一方、上記拡張部材としての第２の流体袋から流体が排出されることにより、上記拡張部材は非加圧状態となる。ここで、上記ベルトが被測定部位を取り巻いて装着された状態で、上記第１、第２の脈波センサが搭載された上記第１の流体袋に流体を供給することにより、この第１の流体袋は加圧状態となり、被測定部位を充分に圧迫する。したがって、オシロメトリック法による血圧測定が精度良く行われる。また、上記拡張部材として第２の流体袋を用いることにより、この第２の流体袋と、被測定部位を取り巻いて装着される上記第１の流体袋とを、ポンプの切り替えで使用することができ、制御の共通化を図ることができる。
　一実施形態の血圧計では、
　上記第１、第２の脈波センサはそれぞれ上記対向する部分の電圧を検出する検出電極対を含むことを特徴とする。
　この一実施形態の血圧計では、上記第１、第２の脈波センサの検出電極対により、被測定部位を通る動脈のうち、検出電極対のそれぞれ対向する部分の電圧が検出され、いわゆるインピーダンス法により、脈波信号を得ることができる。したがって、簡単な構成で、脈波伝播時間に基づく血圧測定が行われる。また、このような検出電極対は、例えば板状またはシート状の柔軟な電極によって偏平に構成され得る。その場合、上記検出電極対は、上記第１の流体袋による被測定部位の圧迫を妨げず、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。
　一実施形態の血圧計では、
　上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する相互相関係数算出部と、
　上記拡張部材による押圧力を、上記相互相関係数算出部により算出された上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えるように設定する押圧力設定部と、
を備えたことを特徴とする。
　本明細書では、「相互相関係数」とは、標本相関係数（sample correlation coefficient）を意味する（ピアソン（Pearson）の積率相関係数とも呼ばれる。）。例えば、２組の数値からなるデータ列｛ｘｉ｝、データ列｛ｙｉ｝（ここで、ｉ＝１，２，…，ｎとする。）が与えられたとき、データ列｛ｘｉ｝とデータ列｛ｙｉ｝との間の相互相関係数ｒは、図１２に示す式（Ｅｑ．１）によって定義される。式（Ｅｑ．１）中の、上バーが付されたｘ，ｙは、それぞれｘ，ｙの平均値を表している。
　この一実施形態の血圧計では、流体袋が被測定部位を取り巻いて装着された状態で、押圧部材が被測定部位に対して上記第１、第２の脈波センサを、例えば或る押圧力で押圧する。この状態で、上記第１、第２の脈波センサが上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する。相互相関係数算出部は、上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する。ここで、押圧力設定部は、上記押圧部材のうち、上記拡張部材による押圧力を、上記相互相関係数算出部により算出された上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えるように設定する。この状態で、第１の血圧算出部は、上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する。これにより、脈波伝播時間の測定精度を高め、脈波伝播時間に基づく血圧測定が精度良く行われる。また、被測定部位を圧迫する押圧力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、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。
　別の局面では、この発明の血圧測定方法は、
　被測定部位を取り巻いて装着され、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流体袋と、
　上記流体袋に、この流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
　上記流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
を備えて、血圧を測定する血圧測定方法であって、
　脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う場合には、上記流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づいて血圧を算出し、
　オシロメトリック法による血圧測定を行う場合には、上記流体袋を加圧状態にして、上記流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する、ことを特徴とする。
　この発明の血圧測定方法によれば、脈波伝播時間に基づく血圧測定とオシロメトリック法による血圧測定とを精度良く行うことができる。
　また、別の局面では、この発明の機器は、
　血圧測定要素を含む機器であって、
　上記血圧測定要素は、
　被測定部位を取り巻いて装着され、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第１の流体袋と、
　上記第１の流体袋に、この第１の流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
　上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
　上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
　オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部と、を備える、
ことを特徴とする。
　この発明の「機器」は、血圧測定機能を備えた機器を広く含み、例えば、スマートウォッチ等の腕時計型ウェアラブルデバイスとして構成されてもよい。
　この発明の機器によれば、簡単な構成で、一つの血圧計で脈波伝播時間に基づく血圧測定とオシロメトリック法による血圧測定とを精度良く行うことができ、脈波伝播時間に基づく血圧測定に必要なキャリブレーションを適切に行うことができる。
　以上より明らかなように、この発明の血圧計および血圧測定方法並びに機器によれば、簡単な構成で、脈波伝播時間に基づく血圧測定と、オシロメトリック法による血圧測定とを、それぞれ精度良く測定できる。
この発明の係る一実施形態の手首式血圧計の外観を示す斜視図である。 上記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。 上記血圧計が左手首に装着された状態での、第１、第２の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。 上記血圧計の制御系のブロック構成を示す図である。 図５（Ａ）は、上記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、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形を示す図である。 上記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。 上記血圧計が一実施形態の血圧測定方法を実行してオシロメトリック法による血圧測定を行う際の動作フローを示す図である。 図７の動作フローによるカフ圧と脈波信号の変化を示す図である。 上記血圧計が一実施形態の血圧測定方法を実行して脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示す図である。 上記検出電極対に対する押圧力と、第１、第２の脈波センサがそれぞれ出力する第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数との間の関係を示す図である。 様々なユーザ（被験者）について、上記血圧計によって押圧力（カフ圧）が４０ｍｍＨｇに設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示す散布図である。 上述の様々なユーザについて、上記血圧計によって押圧力（カフ圧）が１３０ｍｍＨｇに設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示す散布図である。 データ列｛ｘｉ｝とデータ列｛ｙｉ｝との間の相互相関係数ｒを表す式を例示する図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式の一例を示す図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式の別の例を示す図である。 脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式のさらに別の例を示す図である。
　以下、この発明の実施の形態を、図面を参照しながら詳細に説明する。
　（血圧計の構成）
　図１は、一実施形態の手首式血圧計（全体を符号１で示す。）の外観を斜めから見たところ示している。また、図２は、血圧計１が被測定部位としての左手首９０に装着された状態（以下「装着状態」と呼ぶ。）で、左手首９０の長手方向に対して垂直な断面を模式的に示している。
　これらの図に示すように、この血圧計１は、大別して、ユーザの左手首９０を取り巻いて装着されるべきベルト２０と、このベルト２０に一体に取り付けられた本体１０とを備えている。
　図１によって良く分かるように、ベルト２０は、左手首９０を周方向に沿って取り巻くように、細長い帯状の形状を有している。ベルト２０の幅方向Ｙの寸法（幅寸法）は、この例では約３０ｍｍに設定されている。ベルト２０は、外周面２０ｂをなす帯状体２３と、この帯状体２３の内周面２３ａに沿って取り付けられ、左手首９０に接すべき内周面２０ａをなす第１の流体袋としての圧迫カフ２１とを含んでいる（図２参照）。圧迫カフ２１は。ベルト２０と同様に、左手首９０を周方向に沿って取り巻くように、細長い帯状の形状を有している。
　本体１０は、ベルト２０のうち、周方向に関して一方の端部２０ｅに、この例では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とを別々に形成し、ベルト２０に対して本体１０を係合部材（例えばヒンジなど）を介して一体に取り付けても良い。この例では、本体１０が配置された部位は、装着状態で左手首９０の背側面（手の甲側の面）９０ｂに対応することが予定されている（図２参照）。図２中には、左手首９０内で掌側面（手の平側の面）９０ａ近傍を通る橈骨動脈９１が示されている。
　図１によって良く分かるように、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立体的形状を有している。この本体１０は、ユーザの日常活動の邪魔にならないように、小型で、薄厚に形成されている。この例では、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している。
　本体１０の頂面（被測定部位から最も遠い側の面）１０ａには、表示画面をなす表示器５０が設けられている。また、本体１０の側面（図１における左手前側の側面）１０ｆに沿って、ユーザ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、周方向に関して一方の端部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をなす圧迫カフ２１の内周面２０ａ上には、第１、第２の脈波センサを構成するインピーダンス測定部４０が設けられている。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に関して互いに離間した状態で６個の板状（またはシート状）の電極４１～４６（これらの全体を「電極群」と呼び、符号４０Ｅで表す。）が配置されている（後に詳述する。）。この例では、電極群４０Ｅが配置された部位は、装着状態で左手首９０の橈骨動脈９１に対応することが予定されている（図２参照）。
　上記圧迫カフ２１における電極群４０Ｅが配置された内周面２０ａとは反対の外周面２１ａには、固形物２２が、電極群４０Ｅに対応する位置に配置されている（図２参照）。また、固形物２２の外周側には、圧迫カフ２１の周方向に関して電極群４０Ｅに対応する領域を局所的に押圧する拡張部材として、第２の流体袋としての押圧カフ２４が配置されている。押圧カフ２４は、ベルト２０を構成する帯状体２３の内周面２３ａに配置されている（図２参照）。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り、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中に示すように、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の板状部材２５と、内周側に配置された第２の板状部材２６とを含んでいる。第１の板状部材２５の一方の端部２５ｅは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２７を介して本体１０に対して回動自在に取り付けられている。第１の板状部材２５の他方の端部２５ｆは、幅方向Ｙに沿って延びる連結棒２８を介して第２の板状部材２６の一方の端部２６ｅに対して回動自在に取り付けられている。第２の板状部材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の周方向に関して固定部２９の取り付け位置は、ユーザの左手首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、この血圧計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。
　この血圧計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の環の径を大きくした状態で、図１中に矢印Ａで示す向きに、ユーザがベルト２０に左手を通す。そして、図２に示すように、ユーザは、左手首９０の周りのベルト２０の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に当接する状態になる。この状態で、ユーザが、バックル１５を閉じて固定する。このようにして、ユーザは血圧計１（ベルト２０）を左手首９０に装着する。
　図２中に示すように、帯状体２３は、この例では、厚さ方向に関して可撓性を有し、かつ、周方向（長手方向）に関して実質的に非伸縮性のプラスチック材料からなっている。圧迫カフ２１は、この例では、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、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。圧迫カフ２１（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、既述のように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）に沿って並んだ状態になる。電極群４０Ｅは、幅方向Ｙに関して、両側に配置された通電用の電流電極対４１，４６と、これらの電流電極対４１，４６の間に配置された電圧検出用の、第１の脈波センサ４０－１をなす第１の検出電極対４２，４３、および、第２の脈波センサ４０－２をなす第２の検出電極対４４，４５とを含んでいる。第１の検出電極対４２，４３に対して、橈骨動脈９１の血流のより下流側の部分に対応して、第２の検出電極対４４，４５が配置されている。幅方向Ｙに関して、第１の検出電極対４２，４３の中央と第２の検出電極対４４，４５の中央との間の距離Ｄ（図５（Ａ）参照）は、この例では２０ｍｍに設定されている。この距離Ｄは、第１の脈波センサ４０－１と第２の脈波センサ４０－２との間の実質的な間隔に相当する。また、幅方向Ｙに関して、第１の検出電極対４２，４３間の間隔、第２の検出電極対４４，４５間の間隔は、この例ではいずれも２ｍｍに設定されている。
　このような電極群４０Ｅは、偏平に構成され得る。したがって、この血圧計１では、ベルト２０を全体として薄厚に構成できる。また、このような電極群４０Ｅは、柔軟に構成され得る。したがって、これらの電極群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２中に示すように、ベルト２０を構成する帯状体２３の内周面２３ａには、既述のように、拡張部材としての押圧カフ２４が配置されている。押圧カフ２４は、この例では、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、それらの周縁部を溶着して、流体袋として構成されている。押圧カフ２４の内周面２４ａのうち、電極群４０Ｅに対応する位置には、固形物２２が配置されている。固形物２２は、この例では、厚さ１～２ｍｍ程度の板状の樹脂（この例では、ポリプロピレン）からなっている。本実施形態では、押圧部として、ベルト２０、押圧カフ２４、および固形物２２を用いている。
　図４は、血圧計１の制御系のブロック構成を示している。血圧計１の本体１０には、既述の表示器５０、操作部５２に加えて、制御部としてのＣＰＵ（Central Processing Unit）１００、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、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、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、既述の電極群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、この例では有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイからなり、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、その他の情報を表示する。なお、表示器５０は、有機ＥＬディスプレイに限られるものではなく、例えばＬＣＤ（Liquid Cristal Display）など、他のタイプの表示器からなっていてもよい。
　操作部５２は、この例ではプッシュ式スイッチからなり、ユーザ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られるものではなく、例えば感圧式（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などであってもよい。また、図示しないマイクロフォンを備えて、ユーザ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など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。例えば、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）を駆動する制御を行う。また、ＣＰＵ１００は、この例では第１圧力センサ３１からの信号に基づいて、血圧値を算出する制御を行う。
　ＣＰＵ１００は、脈波伝播時間に基づく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、圧迫カフ２１内の空気を排出させるために弁３３を駆動する制御を行う。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に切り替える制御を行う。さらに、ＣＰＵ１００は、第２圧力センサ３４からの信号に基づいて、血圧値を算出する制御を行う。
　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を介した通信は、無線、有線のいずれでも良い。この実施形態において、ネットワーク９００は、インターネットであるが、これに限定されず、病院内ＬＡＮ（Local Area Network）のような他の種類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、マイクロＵＳＢコネクタ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、第２圧力センサ３４はエア配管３８ｂを介して、それぞれ圧迫カフ２１および押圧カフ２４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、圧迫カフ２１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、この例では圧電ポンプからなる。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、圧迫カフ２１内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９ａを通して圧迫カフ２１に加圧用の流体としての空気を供給する。また、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、押圧カフ２４内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９ｂを通して押圧カフ２４に加圧用の流体としての空気を供給する。
　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構成になっている。すなわち、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て、圧迫カフ２１内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、圧迫カフ２１の空気をエア配管３９ａを通して大気中へ排出させる。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て、押圧カフ２４内に空気を封入する一方、ポンプ３２がオフされると開いて、押圧カフ２４の空気をエア配管３９ｂを通して大気中へ排出させる。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は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、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、この例では大気圧を基準（ゼロ）とした圧力を検出して時系列の信号として出力する。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して、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。この例では、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（Systolic Blood Pressure；ＳＢＰ）と拡張期血圧（Diastolic Blood Pressure；ＤＢＰ）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。すなわち、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（主に立ち上がりと立ち下がり）に基づいて、最高血圧（収縮期血圧：Systolic Blood Pressure）と最低血圧（拡張期血圧：Diastolic Blood Pressure）とを算出する。
　第２圧力センサ３４は、この例ではピエゾ抵抗式圧力センサであり、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、この例では大気圧を基準（ゼロ）とした圧力を検出して時系列の信号として出力する。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して、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。この例では、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う。詳細については後述する。
　電池５３は、本体１０に搭載された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。この配線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５（Ａ）は、脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う場合において、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示している。図５（Ｂ）は、第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２がそれぞれ出力する第１の脈波信号ＰＳ１、第２の脈波信号ＰＳ２の波形を示している。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、その動作時に、図５（Ａ）中に示すように、手首の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に関して両側に配置された電流電極対４１，４６間に、この例では、周波数５０ｋＨｚ、電流値１ｍＡの高周波定電流ｉを流す。この状態で、通電および電圧検出回路４９は、第１の脈波センサ４０－１をなす第１の検出電極対４２，４３間の電圧信号ｖ１と、第２の脈波センサ４０－２をなす第２の検出電極対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、左手首９０の掌側面９０ａのうち、それぞれ第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２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、これらの電圧信号ｖ１，ｖ２を整流、増幅および濾波して、図５（Ｂ）中に示すような山状の波形をもつ第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２を時系列で出力する。この例では、電圧信号ｖ１，ｖ２は、約１ｍＶ程度になっている。また、第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２のそれぞれのピークＡ１，Ａ２は、この例では約１Ｖになっている。
　なお、橈骨動脈９１の血流の脈波伝播速度（Pulse Wave Velocity；ＰＷＶ）が１０００ｃｍ／ｓ～２０００ｃｍ／ｓの範囲であるとすると、第１の脈波センサ４０－１と第２の脈波センサ４０－２との間の実質的な間隔Ｄ＝２０ｍｍであることから、第１の脈波信号ＰＳ１，第２の脈波信号ＰＳ２間の時間差Δｔは１．０ｍｓ～２．０ｍｓの範囲となる。
　図５（Ａ）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になっている。押圧カフ２４は橈骨動脈９１の動脈方向に関して、第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２、および電流電極対４１，４６にまたがって配置されている。また、固形物２２も、橈骨動脈９１の動脈方向に関して、第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２、および電流電極対４１，４６にまたがって配置されている。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の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２、および電流電極対４１，４６を固形物２２を介して左手首９０の掌側面９０ａに押圧する。左手首９０の掌側面９０ａに対する、電流電極対４１，４６、第１の脈波センサ４０－１、および第２の脈波センサ４０－２のそれぞれの押圧力は、適宜の値に設定することができる。本実施形態では、押圧部として流体袋の押圧カフ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、固形物２２を介して第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２、および電流電極対４１，４６を押圧することができるので、被測定部位に対する押圧力が均一になり、精度良く脈波伝播時間に基づく血圧測定を行うことができる。
　図６は、オシロメトリック法による血圧測定を行う場合において、血圧計１が左手首９０に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示している。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加圧状態になっている。圧迫カフ２１は手首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、手首９０の周方向を一様に圧迫する。ここで、圧迫カフ２１の内周面と、手首９０との間には、電極群４０Ｅしか存在していないので、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、血管を充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良く行うことができる。
　（オシロメトリック法による血圧測定の動作）
　図７は、一実施形態の血圧測定方法を実行して血圧計１がオシロメトリック法による血圧測定を行う際の動作フローを示している。
　ユーザが本体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制御を行う（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を介してポンプ３２を駆動して、圧迫カフ２１に空気を送る制御を行う。これにより、圧迫カフ２１を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図８参照）を徐々に加圧していく（図７のステップ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Ｐｃをモニタし、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、図８中に示すような脈波信号Ｐｍとして取得する。
　次に、図７中のステップＳ４で、ＣＰＵ１００は、第２の血圧算出部として働いて、この時点で取得されている脈波信号Ｐｍ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ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰ）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は（ステップＳ５でＮＯ）、カフ圧Ｐｃが上限圧力（安全のために、例えば３００ｍｍＨｇというように予め定められている。）に達していない限り、ステップＳ３～Ｓ５の処理を繰り返す。
　このようにして血圧値の算出ができたら（ステップＳ５でＹＥＳ）、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制御を行う（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、加圧過程に限らず、減圧過程において行われてもよい。
　（脈波伝播時間に基づく血圧測定の動作）
　図９は、一実施形態の血圧測定方法を実行して血圧計１が脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）を取得し、その脈波伝播時間に基づく血圧測定（推定）を行う際の動作フローを示している。
　この動作フローは、本発明者による実験結果に基づいて作成された。すなわち、本発明者による実験よると、図１０に示すように、被測定部位としての左手首９０に対する第１の脈波センサ４０－１（第１の検出電極対４２，４３を含む。）、第２の脈波センサ４０－２（第２の検出電極対４４，４５を含む。）の押圧力（押圧カフ２４によるカフ圧Ｐｃに等しい。）がゼロから徐々に大きくなると、それに伴って第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒが徐々に大きくなり、極大値ｒｍａｘを示し、それから徐々に小さくなることが発見された。この動作フローは、相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（この例では、Ｔｈ＝０．９９）を超えている範囲が、押圧力の適正な範囲（これを「適正押圧範囲」と呼ぶ。）であるとの考え方に基づいている。この例では、適正押圧範囲は、押圧力（カフ圧Ｐｃ）が下限値Ｐ１≒７２ｍｍＨｇから上限値Ｐ２≒１３５ｍｍＨｇまでの範囲になっている。
　ユーザが本体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（図９のステップ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（図８のステップＳ１１）。次に、ＣＰＵ１００は、弁３３を閉鎖するとともに、ポンプ駆動回路３２０を介してポンプ３２を駆動して、押圧カフ２４に空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ２４を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図５（Ａ）参照）を徐々に加圧してゆく。（図９のステップＳ１２）この例では、カフ圧Ｐｃを一定速度（＝５ｍｍＨｇ／ｓ）で連続的に高くしてゆく。なお、次に述べる相互相関係数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Ｐｃ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働いて、第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２がそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を取得して、それらの第１、第２の脈波信号ＰＳ１，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（図９のステップＳ１３）。
　それとともに、ＣＰＵ１００は、押圧力設定部として働いて、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超えているか否かを判断する（図８のステップＳ１４）。ここで、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ以下であれば（図９のステップＳ１４で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。そして、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えたら（図９のステップＳ１４でＹＥＳ）、ＣＰＵ１００は、ポンプ３２を停止して（図９のステップＳ１５）、カフ圧Ｐｃをその時点、つまり、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値に設定する。この例では、カフ圧Ｐｃは、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈを超えた時点の値、つまり、図１０中に示すＰ１（≒７２ｍｍＨｇ）に設定される。
　この状態で、ＣＰＵ１００は、第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の間の時間差Δｔ（図５（Ｂ）参照）を脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する（図９のステップＳ１６）。より詳しくは、この例では、第１脈波信号ＰＳ１のピークＡ１と第２の脈波信号ＰＳ２のピークＡ２との間の時間差Δｔを脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する。
　このようにした場合、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Ｐｃ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ので、カフ圧Ｐｃ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、ユーザの身体的負担を軽くすることができる。
　次に、ＣＰＵ１００は第１の血圧算出部として働いて、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑを用いて、ステップＳ１６で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて、血圧を算出（推定）する（図９のステップＳ１７）。ここで、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑは、それぞれ脈波伝播時間をＤＴ、血圧をＥＢＰと表すとき、例えば図１３の式（Ｅｑ．２）で示すような、１／ＤＴ２の項を含む公知の分数関数として提供される（例えば、特開平１０－２０１７２４号公報参照）。式（Ｅｑ．２）において、α、βはそれぞれ既知の係数または定数を表している。
　このようにして血圧を算出（推定）する場合、既述のように脈波伝播時間の測定精度を高めているので、血圧の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。
　この例では、図９のステップＳ１８において操作部５２としてのプッシュ式スイッチによって測定停止が指示されていなければ（図８のステップＳ１８でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図９のステップＳ１６）と、血圧の算出（推定）（図９のステップＳ１７）とを、脈波に応じて第１、第２の脈波信号ＰＳ１，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、図９のステップＳ１８において測定停止が指示されると（図９のステップＳ１８でＹＥＳ）、測定動作を終了する。
　この血圧計１によれば、この脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定によって、ユーザの身体的負担が軽い状態で、血圧を長期間にわた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うことができる。したがって、ユーザの利便性を高めることができる。
　（押圧力設定による効果の検証）
　図１１Ａの散布図は、様々なユーザ（被験者）について、血圧計１によって押圧力（カフ圧Ｐｃ）が４０ｍｍＨｇ（図１０中に示した下限値Ｐ１未満である）に設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定（図７のステップＳ５）で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示している。その押圧力設定条件下での第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒは、ｒ＝０．９７１であり、閾値Ｔｈ（＝０．９９）を下回っていた。この図１１Ａから分かるように、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関は殆ど無い。図１３の式（Ｅｑ．２）でフィッティングを行って相関係数を算出したところ、相関係数は－０．０７であった。
　これに対して、図１１Ｂの散布図は、上述の様々なユーザについて、血圧計１によって押圧力（カフ圧Ｐｃ）が１３０ｍｍＨｇ（図１０中に示した下限値Ｐ１と上限値Ｐ２との間の適正押圧範囲内である）に設定された条件下で取得された脈波伝播時間（ＰＴＴ）と、オシロメトリック法による血圧測定（図７のステップＳ５）で得られた収縮期血圧（ＳＢＰ）との関係を示している。その押圧力設定条件下での第１、第２の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の波形間の相互相関係数ｒは、ｒ＝０．９９０１であり、閾値Ｔｈ（＝０．９９）を上回っていた。この図１１Ｂから分かるように、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関は強い。図１３の式（Ｅｑ．２）でフィッティングを行って相関係数を算出したところ、相関係数は－０．９０であった。
　これらの図１１Ａ，図１１Ｂの結果により、押圧力（カフ圧Ｐｃ）を相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ（＝０．９９）を超える値に設定して脈波伝播時間（ＰＴＴ）を取得することにより、脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関を高められる、ということを検証できた。このように脈波伝播時間（ＰＴＴ）と収縮期血圧（ＳＢＰ）との間の相関を高められた理由は、本発明による押圧力の設定により、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の測定精度が高まったからであると考えられる。これにより、血圧の測定精度を高めることができる。
　（変形例）
　上述した実施形態では、図９のステップＳ１７において、脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づいて血圧を算出（推定）するために、脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとして、図１３の式（Ｅｑ．２）を用いた。しかしながら、これに限られるものではない。脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとしては、それぞれ脈波伝播時間をＤＴ、血圧をＥＢＰと表すとき、例えば図１４の式（Ｅｑ．３）に示すように、１／ＤＴ２の項に加えて、１／ＤＴの項と、ＤＴの項とを含む式を用いてもよい。式（Ｅｑ．３）において、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表している。
　さらに、例えば図１５の式（Ｅｑ．４）に示すように、１／ＤＴの項と、心拍周期ＲＲの項と、容積脈波面積比ＶＲの項とを含む式を用いてもよい（例えば、特開２０００－３３０７８公報参照）。式（Ｅｑ．４）において、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表している。なお、この場合、心拍周期ＲＲ、容積脈波面積比ＶＲは、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２に基づいて、ＣＰＵ１００が算出する。
　脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑとして、これらの式（Ｅｑ．３）、式（Ｅｑ．４）を用いる場合も、式（Ｅｑ．２）を用いる場合と同様に、血圧の測定精度を高めることができる。当然ながら、これらの式（Ｅｑ．２）、（Ｅｑ．３）、（Ｅｑ．４）以外の対応式を用いてもよい。
　上述の実施形態では、第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２は、被測定部位（左手首９０）を通る動脈（橈骨動脈９１）の脈波をインピーダンスの変化として検出した（インピーダンス方式）。しかしながら、これに限られるものではない。第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて光を照射する発光素子と、その光の反射光（または透過光）を受光する受光素子とを備えて、動脈の脈波を容積の変化として検出してもよい（光電方式）。または、第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位に当接された圧電センサを備えて、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈の圧力による歪みを電気抵抗の変化として検出してもよい（圧電方式）。さらに、第１、第２の脈波センサは、それぞれ、被測定部位のうち対応する部分を通る動脈へ向けて電波（送信波）を送る送信素子と、その電波の反射波を受信する受信素子とを備えて、動脈の脈波による動脈とセンサとの間の距離の変化を送信波と反射波との間の位相のずれとして検出してもよい（電波照射方式）。
　また、上述の実施形態では、血圧計１は、被測定部位として左手首９０に装着されることが予定されているものとした。しかしながら、これに限られるものではない。被測定部位は、動脈が通っていれば良く、手首以外の上腕などの上肢であっても良いし、足首、大腿などの下肢であっても良い。
　上述の実施形態では、押圧部の例として、ベルト２０、押圧カフ２４、および固形物２２を挙げたが、本発明はこの例に限られず、第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２を非加圧状態の圧迫カフ２１の外周面から機械式に厚さ方向に拡張する押圧部でもよい。また、上述の実施形態では、拡張部材の例として、流体袋の押圧カフ２４を挙げたが、本発明はこの例に限られず、機械式に厚さ方向に拡張する拡張部材によって固形物２２を介して第１の脈波センサ４０－１、第２の脈波センサ４０－２を押圧してもよい。
　また、上述の実施形態では、血圧計１に搭載されたＣＰＵ１００が相互相関係数算出部、押圧力設定部、第１および第２の血圧算出部として働いて、オシロメトリック法による血圧測定（図７の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図９の動作フロー）を実行するものとした。しかしながら、これに限られるものではない。例えば、血圧計１の外部に設けられたスマートフォンなどの実質的なコンピュータ装置が、波形比較部、脈波センサ押圧力設定部、電流電極押圧力設定部、測定処理部、第１および第２の血圧算出部として働いて、ネットワーク９００を介して、血圧計１にオシロメトリック法による血圧測定（図７の動作フロー）およびＰＴＴに基づく血圧測定（推定）（図９の動作フロー）を実行させるようにしてもよい。
　上に述べた実施形態では、ポンプ３０を含む本体１０がベルト２０と一体に設けられた例について説明したが、本発明はこの例に限られず、ベルト２０を含む圧迫カフ２１および押圧カフ２４と、卓上に置かれる本体とを備え、この本体にポンプを備えてもよい。この場合には、カフと、本体とを、細長いチューブを介して接続し、本体からカフに流体を供給すればよい。
　上に述べた実施形態の血圧計１は、腕時計型ウェアラブルデバイスの態様をもつ多機能の機器として構成してもよい。
　以上の実施形態は例示であり、この発明の範囲から離れることなく様々な変形が可能である。上述した複数の実施の形態は、それぞれ単独で成立し得るものであるが、実施の形態同士の組みあわせも可能である。また、異なる実施の形態の中の種々の特徴も、それぞれ単独で成立し得るものであるが、異なる実施の形態の中の特徴同士の組みあわせも可能である。
　　１　血圧計
　　１０　本体
　　２０　ベルト
　　２１　圧迫カフ
　　２２　固形物
　　２３　帯状体
　　２４　押圧カフ
　　４０　インピーダンス測定部
　　４０Ｅ　電極群
　　４９　通電および電圧検出回路
　　１００　ＣＰＵ

Claims (7)

  1. 　被測定部位を取り巻いて装着され、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第１の流体袋と、
    　上記第１の流体袋に、この第１の流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
    　上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
    　上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
    　オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部と、
    を備えたことを特徴とする血圧計。
  2. 　請求項１に記載の血圧計において、
    　上記押圧部は、
    　上記被測定部位を取り巻いて装着されるべきベルトと、
    　上記ベルトよりも上記被測定部位に近い上記ベルトの内周側に配置され、上記ベルトの厚さ方向に伸縮する拡張部材と、
    　上記拡張部材よりも上記被測定部位に近い上記拡張部材の内周側の、上記第１、第２の脈波センサに対応する位置に配置された固形物と、
    を備えたことを特徴とする血圧計。
  3. 　請求項２に記載の血圧計において、
    　上記拡張部材は、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第２の流体袋である、
    ことを特徴とする血圧計。
  4. 　請求項１から請求項３のいずれか一つに記載の血圧計において、
    　上記第１、第２の脈波センサはそれぞれ上記対向する部分の電圧を検出する検出電極対を含む、
    ことを特徴とする血圧計。
  5. 　請求項１から請求項４のいずれか一つに記載の血圧計において、
    　上記第１、第２の脈波センサがそれぞれ時系列で出力する第１、第２の脈波信号を取得して、それらの第１、第２の脈波信号の波形間の相互相関係数を算出する相互相関係数算出部と、
    　上記拡張部材による押圧力を、上記相互相関係数算出部により算出された上記相互相関係数が予め定められた閾値を超えるように設定する押圧力設定部と、
    を備えたことを特徴とする血圧計。
  6. 　被測定部位を取り巻いて装着され、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第１の流体袋と、
    　上記第１の流体袋に、この第１の流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
    　上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
    を備えて、血圧を測定する血圧測定方法であって、
    　脈波伝播時間に基づく血圧測定を行う場合には、上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づいて血圧を算出し、
    　オシロメトリック法による血圧測定を行う場合には、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する、
    ことを特徴とする血圧測定方法。
  7. 　血圧測定要素を含む機器であって、
    　上記血圧測定要素は、
    　被測定部位を取り巻いて装着され、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第１の流体袋と、
    　上記第１の流体袋に、この第１の流体袋の幅方向に関して互いに離間した状態で搭載され、上記被測定部位を通る動脈のうちそれぞれ対向する部分の脈波を検出する第１、第２の脈波センサと、
    　上記第１の流体袋における上記第１、第２の脈波センサが搭載された内周側とは反対の外周側から、上記第１の流体袋の周方向に関して上記第１、第２の脈波センサに対応する領域を局所的に押圧する押圧部と、
    　上記第１の流体袋を非加圧状態にして、上記押圧部の押圧力で上記第１、第２の脈波センサを押圧し、その状態で上記第１、第２の脈波センサの出力から求めた脈波伝播時間に基づく血圧を算出する第１の血圧算出部と、
    　オシロメトリック法による血圧測定のために、上記第１の流体袋を加圧状態にして、上記第１の流体袋内の圧力に基づいて血圧を算出する第２の血圧算出部と、を備える、
    ことを特徴とする機器。
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