特許 6345060 脈波センサユニット

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6345060

(24)【登録日】2018年6月1日

(45)【発行日】2018年6月20日

(54)【発明の名称】脈波センサユニット

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/02 20060101AFI20180611BHJP

   A61B 5/0245 20060101ALI20180611BHJP

   G01L 9/00 20060101ALI20180611BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/02 310M

   A61B5/0245 100C

   G01L9/00 303N

【請求項の数】2

【全頁数】12

(21)【出願番号】特願2014-194219(P2014-194219)

(22)【出願日】2014年9月24日

(65)【公開番号】特開2016-63938(P2016-63938A)

(43)【公開日】2016年4月28日

【審査請求日】2016年3月30日

(73)【特許権者】

【識別番号】390005175

【氏名又は名称】株式会社アドバンテスト

(74)【代理人】

【識別番号】110000486

【氏名又は名称】とこしえ特許業務法人

(72)【発明者】

【氏名】三瓶 広和

(72)【発明者】

【氏名】加藤 耕平

【審査官】 亀澤 智博

(56)【参考文献】

【文献】 特開２０１３−２４４２８７（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００８−０２０４３３（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特許第５５４３０３６（ＪＰ，Ｂ１）

【文献】 特開２０１３−１４８４９５（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１３−１０３０４０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特表２０１２−５１６６２８（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２００６−２３７４０１（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０００−０６０８４５（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ５／０２ − ５／０３

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

圧力センサと、
前記圧力センサが実装された配線基板と、
前記圧力センサを被測定部位に固定する固定手段と、
前記配線基板と前記圧力センサを機械的且つ電気的に接続する接続手段と、
前記配線基板に接続された一端を有するケーブルと、
前記ケーブルの他端に接続されたコネクタと、を備えており、
前記圧力センサは、
ダイアフラム部と、
前記ダイアフラム部を支持すると共に、前記ダイアフラム部を前記被測定部位に対向させる開口を有する環状の支持部と、
前記ダイアフラム部に設けられたピエゾ抵抗と、
前記支持部において前記配線基板に対向する第１の主面に設けられていると共に、前記ピエゾ抵抗に電気的に接続された第１の電極と、を有し、
前記配線基板は、
前記ダイアフラム部に対向し、前記ダイアフラム部と実質的に同一の面積を少なくとも有し、且つ、前記ダイアフラム部の変形を許容するために必要な面積を有する貫通孔と、
前記圧力センサに対向する第２の主面に設けられた第２の電極と、
前記第２の主面の反対面に設けられた第３の電極と、
前記第２の電極と前記第３の電極とを電気的に接続する導電路と、を有しており、
前記配線基板と前記圧力センサとは、前記接続手段を介して相互に対向し、
前記接続手段は、前記第１の電極と前記第２の電極とを接続する接続部を含み、
前記ケーブルは、前記第３の電極に接続されており、
前記固定手段により前記圧力センサを前記被測定部位に固定することで、前記ダイアフラム部と前記被測定部位との間に密閉空間を形成することを特徴とする脈波センサユニット。

【請求項2】

請求項１に記載の脈波センサユニットであって、
前記脈波センサユニットは、前記圧力センサと前記被測定部位との間に介在する環状のシール部材を備えたことを特徴とする脈波センサユニット。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、ダイアフラム部を有する圧力センサを備えた脈波センサユニットに関するものである。

【背景技術】

【0002】

脈波を連続的に測定する方式として、トノメトリ法が知られている（例えば特許文献１（段落０００２）参照）。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0003】

【特許文献1】特開２００７−２８９５０１号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

上記のトノメトリ法では、動脈を平坦に圧迫した状態を維持して動脈の内圧の変動を測定する。そのため、脈波の連続測定が可能ではあるが、長時間の測定は被験者に負担となってしまい困難である、という問題があった。

【0005】

本発明が解決しようとする課題は、長時間に亘って脈波を連続的に測定することが可能な脈波センサユニットを提供することである。

【課題を解決するための手段】

【0011】

［１］本発明に係る脈波センサユニットは、圧力センサと、前記圧力センサが実装された配線基板と、前記圧力センサを被測定部位に固定する固定手段と、前記配線基板と前記圧力センサを機械的且つ電気的に接続する接続手段と、前記配線基板に接続された一端を有するケーブルと、前記ケーブルの他端に接続されたコネクタと、を備えており、前記圧力センサは、ダイアフラム部と、前記ダイアフラム部を支持すると共に、前記ダイアフラム部を前記被測定部位に対向させる開口を有する環状の支持部と、前記ダイアフラム部に設けられたピエゾ抵抗と、前記支持部において前記配線基板に対向する第１の主面に設けられていると共に、前記ピエゾ抵抗に電気的に接続された第１の電極と、を有し、前記配線基板は、前記ダイアフラム部に対向し、前記ダイアフラム部と実質的に同一の面積を少なくとも有し、且つ、前記ダイアフラム部の変形を許容するために必要な面積を有する貫通孔と、前記圧力センサに対向する第２の主面に設けられた第２の電極と、前記第２の主面の反対面に設けられた第３の電極と、前記第２の電極と前記第３の電極とを電気的に接続する導電路と、を有しており、前記配線基板と前記圧力センサとは、前記接続手段を介して相互に対向し、前記接続手段は、前記第１の電極と前記第２の電極とを接続する接続部を含み、前記ケーブルは、前記第３の電極に接続されており、前記固定手段により前記圧力センサを前記被測定部位に固定することで、前記ダイアフラム部と前記被測定部位との間に密閉空間を形成することを特徴とする脈波センサユニットである。

【0012】

［２］上記発明において、前記脈波センサユニットは、前記圧力センサと前記被測定部位との間に介在する環状のシール部材を備えてもよい。

【0013】

［３］上記発明において、前記固定手段は、前記圧力センサを前記被測定部位に向かって押圧することで、前記圧力センサを前記被測定部位に固定してもよい。

【0014】

［４］上記発明において、前記ダイアフラム部が前記配線基板側に位置すると共に、前記開口が前記配線基板とは反対側に向かって開口するように、前記圧力センサは前記配線基板に実装されていてもよい。

【0015】

［５］上記発明において、前記シール部材は、前記支持部に貼り付けられていてもよい。

【発明の効果】

【0016】

本発明では、固定手段により圧力センサを被測定部位に固定することで、ダイアフラム部と被測定部位との間に密閉空間を形成する。これにより、血管を圧迫せずに、血圧変動に起因した被測定部位の皮膚表面の上下動に基づいて脈波を測定することができるので、長時間に亘る脈波の連続測定が可能となる。

【0017】

また、本発明では、配線基板に圧力センサが直接実装されているので、脈波センサユニットの小型化と部品点数の低減が図られており、結果的に低コスト化を図られている。このため、脈波センサユニットのディスポーザブル（disposable）な使用が可能となり、衛生性が向上する。

【0018】

さらに、本発明では、配線基板がダイアフラム部に対向する貫通孔又は凹部を有することで、ダイアフラム部の変形を許容するための空間を確保することができる。

【図面の簡単な説明】

【0019】

【図1】図１は、本発明の実施形態における脈波センサユニットを示す断面図である。

【図2】図２は、本発明の実施形態における脈波センサユニットを用いた脈波測定の原理を示す図である。

【図3】図３は、本発明の実施形態における圧力センサを示す平面図である。

【図4】図４は、図３のIV-IV線に沿った断面図である。

【図5】図５は、本発明の実施形態における脈波センサユニットに用いられる半田ボールを示す断面図である。

【図6】図６は、本発明の実施形態における脈波センサユニットの第１変形例を示す断面図である。

【図7】図７は、本発明の実施形態における脈波センサユニットの第２変形例を示す断面図である。

【発明を実施するための形態】

【0020】

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。

【0021】

図１は本実施形態における脈波センサユニットを示す断面図、図２は本実施形態における脈波センサユニットを用いた脈波測定の原理を示す図である。

【0022】

本実施形態における脈波センサユニット１０は、血管脈動波形（単に「脈波」とも称する。）を測定するセンサユニットであり、血圧測定装置１による血圧測定時に当該血圧測定装置１に接続されて使用される。この脈波センサユニット１０は、図１に示すように、圧力センサ２０と、シール部材３０と、配線基板４０と、接続部５１，５２と、ケーブル６０と、コネクタ７０と、粘着テープ８０と、を備えている。

【0023】

この脈波センサユニット１０を用いて脈波を測定する場合には、図２に示すように、圧力センサ２０のダイアフラム部２１と被測定部位１０１との間に密閉空間２８を形成する。そして、血圧変動に起因した被測定部位１０１の表面の圧力変動を、ダイアフラム部２１に設けられたピエゾ抵抗２３（図４参照）によって検出することで、脈波を測定する。なお、脈波測定の原理の理解を容易にするために、図２では、配線基板４０、接続部５１，５２、ケーブル６０、コネクタ７０及び粘着テープ８０を省略している。

【0024】

以下に、本実施形態における脈波センサユニット１０の構成について詳細に説明する。

【0025】

図３は本実施形態における圧力センサ２０を示す平面図、図４は図３のIV-IV線に沿った断面図である。

【0026】

圧力センサ２０は、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）技術を用いたピエゾ抵抗型半導体圧力センサであり、図３及び図４に示すように、ダイアフラム部２１と、当該ダイアフラム部２１を支持する支持部２２と、を備えている。本実施形態では、図４に示すように、ダイアフラム部２１は、第１のＳｉＯ_２層９１及び第１のＳｉ層９２から構成されている。一方、支持部２２は、第１及び第２のＳｉＯ_２層９１，９３並びに第１及び第２のＳｉ層９２，９４から構成されている。なお、ダイアフラム部２１及び支持部２２の構成は、特にこれに限定されない。図１に示すように、本実施形態では、支持部２２の上面２２１が配線基板４０の下面４１２に対向しており、ダイアフラム部２１が配線基板４０の下面４１２に近接している。本実施形態における支持部２２の上面２２１が、本発明における第１の主面の一例に相当する。

【0027】

図３及び図４に示すように、ダイアフラム部２１は、円形状の薄膜から構成されている。支持部２２は、円形の開口２２３を有する筒形状を備えている。この支持部２２の開口２２３の上部にダイアフラム部２１の外周縁が接続されており、ダイアフラム部２１が支持部２２に支持されている。この際、ダイアフラム部２１の外周縁が全周に亘って支持部２２に接続されているので、支持部２２の開口２２３の上部は、ダイアフラム部２１によって気密的に閉塞されている。なお、ダイアフラム部２１及び開口２２３の形状は、特に円形に限定されない。

【0028】

ダイアフラム部２１には、４つのピエゾ抵抗２３ａ〜２３ｄが設けられている。このピエゾ抵抗２３ａ〜２３ｄは、ダイアフラム部２１の外周近傍に配置されている。それぞれのピエゾ抵抗２３ａ〜２３ｄは、コンタクト部２４ａ〜２４ｈ及び配線パターン２５ａ〜２５ｈを介して、第１の電極２６ａ〜２６ｄに電気的に接続されている。第１の電極２６ａ〜２６ｄは、支持部２２の上面２２１に設けられている。ピエゾ抵抗２３ａ〜２３ｄ及びコンタクト部２４ａ〜２４ｈは、例えば、ダイアフラム部２１を構成する第１のシリコン層９２にホウ素（Ｂ）をドープすることで形成されている。なお、図３には特に図示していないが、コンタクト部２４ａ〜２４ｈは、ピエゾ抵抗２３ａ〜２３ｄと配線パターン２５ａ〜２５ｈの間にそれぞれ設けられている。

【0029】

さらに、本実施形態では、図３に示すように、支持部２２の上面２２１に複数の第１のダミー電極２７が設けられている。この第１のダミー電極２７は、ピエゾ抵抗２３、コンタクト部２４、配線パターン２５、第１の電極２６などに電気的に接続されておらず、電気的には機能しない電極である。この第１のダミー電極２７は、支持部２２の上面２２１の外縁近傍に配置されており、当該外縁に沿って実質的に等間隔に配置されている。なお、支持部２２の上面２２１における第１のダミー電極２７の位置は、第１の電極２６の配置等に応じて設定され、当該上面２２１の外縁近傍に特に限定されない。また、第１のダミー電極２７の間隔は、特に等間隔に限定されない。

【0030】

なお、本実施形態において、ピエゾ抵抗２３ａ〜２３ｄを総称して「ピエゾ抵抗２３」と称し、コンタクト部２４ａ〜２４ｈを総称して「コンタクト部２４」と称し、配線パターン２５ａ〜２５ｈを総称して「配線パターン２５」と称し、第１の電極２６ａ〜２６ｄを総称して「第１の電極２６」と称する。

【0031】

図１に示すように、圧力センサ２０の支持部２２には、環状形状を有し、弾性変形可能なシール（封止）部材３０が取り付けられている。こうしたシール部材３０を、圧力センサ２０と被測定部位１０１との間に介在させることで、密閉空間２８（図２参照）の密閉性が向上する。

【0032】

このシール部材３０は、基材３１と、第１の粘着層３２と、第２の粘着層３３と、を有している。第１及び第２の粘着層３２，３３は基材３１の上下面にそれぞれ積層されている。

【0033】

このシール部材３０は、第１の粘着層３２を介して支持部２２の下面２２２に貼り付けられている。また、血圧測定時には、第２の粘着層３３を介してシール部材３０が被測定部位１０１に密着する。これにより、密閉空間２８の気密性がさらに向上する。

【0034】

また、このシール部材３０の基材３１は、樹脂材料等の電気絶縁性を有する材料から構成されている。このため、血圧測定時に、生体からのノイズが脈波センサユニット１０の出力に混入するのを抑制することができ、圧力センサ２０の検出精度の向上が図られている。

【0035】

さらに、本実施形態では、このシール部材３０の内孔３４の内径Ｄ_１が、支持部２２の開口２２３の内径Ｄ_２に対して相対的に大きくなっており（Ｄ_１＞Ｄ_２）、内孔３４の内周縁が開口２２３の内周縁に対して相対的に外側に位置している。これにより、圧力センサ２０の測定可能領域が拡大されているので、血圧測定時に脈波センサユニット１０を被験者の腕１００に装着しやすくなっている。

【0036】

配線基板４０は、図１に示すように、基材４１と、第２の電極４２と、第３の電極４３と、スルーホール４４と、を備えている。本実施形態におけるスルーホール４４が、本発明の導電路の一例に相当する。

【0037】

基材４１は、電気絶縁性を有する材料から構成されている。この基材４１を構成する具体的な材料としては、例えば、ポリイミド（ＰＩ）、ガラスエポキシ樹脂等の樹脂材料、ガラス、セラミックス等を例示することができる。

【0038】

第２の電極４２は、基材４１の下面４１２に設けられている。この第２の電極４２は、上述の圧力センサ２０の第１の電極２６に対応するように配置されている。これに対し、第３の電極４３は、基材４１の上面４１１に設けられている。スルーホール４４は、基材４１の上下面４１１，４１２を貫通しており、第２の電極４２と第３の電極４３を電気的に接続している。本実施形態における基材４１の下面４１２が、本発明における「第２の主面」の一例に相当する。

【0039】

さらに、本実施形態における配線基板４０は、第２のダミー電極４５を備えている。この第２のダミー電極４５は、第２の電極４２、第３の電極４３、スルーホール４４などに電気的に接続されておらず、電気的には機能しない電極である。この第２のダミー電極４５は、基材４１の下面４１２に設けられており、上述の圧力センサ２０の第１のダミー電極２７に対応するように配置されている。

【0040】

なお、配線基板４０の構成は特に上記に限定されない。例えば、配線基板４０として多層配線基板を用いてもよい。この場合には、多層配線基板にバイアホールや内部配線を形成し、当該バイアホールや内部配線を介して、第２の電極４２と第３の電極４３を電気的に接続することで、電極４２，４３のピッチを変換したり、電極４２，４３の位置を変えてもよい。この場合におけるバイアホールや内部配線が、本発明における導電路の一例に相当する。

【0041】

本実施形態では、支持部２２の上面２２１が配線基板４０の下面４１２に対向した状態で、圧力センサ２０と配線基板４０とが、第１及び第２の接続部５１，５２を介して、機械的且つ電気的に接続されている。本実施形態における第１の接続部５１が、本発明における接続手段の一例に相当する。

【0042】

具体的には、第１の接続部５１が、圧力センサ２０の第１の電極２６と、配線基板４０の第２の電極４２と、を機械的且つ電気的に接続している。また、第２の接続部５２が、圧力センサ２０の第１のダミー電極２７と、配線基板４０の第２のダミー電極４５と、を機械的に接続している。

【0043】

このように、本実施形態では、第１及び第２のダミー電極２７，４５を第２の接続部５２を介して接続することで、圧力センサ２０と配線基板４０の機械的な接合強度を高めることができる。

【0044】

第１及び第２の接続部５１，５２は、図５に示すような半田ボール５３を溶融した後に硬化させることで形成されている。この半田ボール５３は、球状のコア（芯材）５３１と、当該コア５３１の外周を覆っている半田層５３２と、を備えている。コア５３１を構成する材料として、半田層５３２を構成する半田よりも高い融点を有する高耐熱性の樹脂材料を用いることができ、具体的には、ジビニルベンゼン架橋重合体等を例示することができる。コア５３１と半田層５３２との間に、銅層等を介在させてもよい。図５は本実施形態における脈波センサユニットに用いられる半田ボールを示す断面図である。なお、半田ボール５３のコア５３１を、半田層５３２を構成する半田よりも高い融点を有する銅などの金属で構成してもよい。

【0045】

こうした半田ボール５３を用いて接続部５１，５２を形成することで、圧力センサ２０と配線基板４０とを確実に所定距離Ｓ離すことができる（図１参照）。このため、ダイアフラム部２１と配線基板４０との間に、ダイアフラム部２１の変形を許容するための空間４６を確実に確保することができ、圧力センサ２０の検出精度の向上を図ることができる（図１参照）。本実施形態における半田ボール５３が本発明における半田ボールの一例に相当する。

【0046】

なお、半田ボール５３に代えて、導電性接着剤を硬化させることで、第１及び第２の接続部５１，５２を形成してもよい。この場合には、本例における導電性接着剤が、本発明における導電性接着剤の一例に相当する。

【0047】

或いは、半田ボール５３に代えて、コア５３１を有しない半田ボールによって、第１及び第２の接続部５１，５２を形成してもよい。この場合には、本例におけるコア５３１を有しない半田ボールが、本発明における半田ボールの一例に相当する。

【0048】

図６は本実施形態における脈波センサユニットの第１変形例を示す断面図、図７は本実施形態における脈波センサユニットの第２変形例を示す断面図である。

【0049】

図６に示すように、配線基板４０においてダイアフラム部２１に対向する部分に、当該配線基板４０の上面４１１から下面４１２を貫通する貫通孔４７を形成してもよい。この貫通孔４７は、当該ダイアフラム部２１と実質的に同一の面積を有するなど、ダイアフラム部２１の変形を許容するために必要な面積を有する。

【0050】

或いは、図７に示すように、配線基板４０の下面４１２においてダイアフラム部２１に対向する部分に凹部４８を形成してもよい。この凹部４８も、当該ダイアフラム部２１と実質的に同一の面積を有するなど、ダイアフラム部２１の変形を許容するために必要な面積を有する。

【0051】

こうした貫通孔４７や凹部４８を配線基板４０に形成することで、圧力センサ２０と配線基板４０との間に所定距離Ｓを確保しなくても、ダイアフラム部２１の変形を許容するための空間を確保することができる。

【0052】

図１に戻り、配線基板４０の第３の電極４３には、ケーブル６０の一端が半田等により接続されている。一方、当該ケーブル６０の他端はコネクタ７０に接続されている。血圧測定装置１により血圧を測定する際には、このコネクタ７０を血圧測定装置１のコネクタ２に嵌合させることで、脈波センサユニット１０と血圧測定装置１とが電気的に接続される。

【0053】

粘着テープ８０は、基材８１と、当該基材８１の下面に設けられた粘着層８２と、を備えている。この粘着テープ８０は、配線基板４０よりも大きな面積を有しており、当該粘着テープ８０の一部に配線基板４０の上面４１１が貼り付けられている。特に図示しないが、当該粘着テープ８０において粘着層８２が露出している部分に、剥離紙が貼り付けられていてもよい。

【0054】

この粘着テープ８０において粘着層８２の露出部分が被験者の腕１００に貼り付けられることで、配線基板４０が当該腕１００に固定されると共に、圧力センサ２０がシール部材３０を介して被測定部位１０１に押し付けられる。

【0055】

本発明における粘着テープ８０が、本発明における固定手段の一例に相当する。なお、本発明における固定手段は、圧力センサ２０を被測定部位１０１に固定する固定機能を備えていれば、粘着テープ８０に特に限定されない。

【0056】

例えば、面ファスナーを有する帯状のテープ、弾性を有するリング状のバンド、クリップ等を、固定手段として用いてもよい。或いは、上述のシール部材３０の第２の粘着層３３によって圧力センサ２０を被測定部位１０１に固定することで、密閉空間２８を形成してもよい。この場合には、粘着テープ８０を省略してもよい。

【0057】

以上に説明した脈波センサユニット１０が接続された血圧測定装置１により血圧を測定する場合には、先ず、圧力センサ２０を被測定部位１０１に対向させた状態で、粘着テープ８０により配線基板４０を被験者の腕１００に固定し、圧力センサ２０を被測定部位１０１に押圧する。これにより、圧力センサ２０が被測定部位１０１に固定され、圧力センサ２０のダイアフラム部２１と被測定部位１０１との間に密閉空間２８（図２参照）が形成される。そして、血圧変動に起因した被測定部位１０１の表面の上下動に伴ってダイアフラム部２１が変形し、当該ダイアフラム部２１に生じた応力変化をピエゾ抵抗２３が抵抗変化として検出することで、脈波を測定する。

【0058】

被測定部位１０１の具体例としては、例えば、橈骨動脈１０２に対応した被験者の腕１００の皮膚表面等を例示することができる。なお、脈波センサユニット１０による脈波測定の対象となる動脈は、橈骨動脈１０２に特に限定されず、上腕動脈や尺骨動脈等であってもよい。或いは、脈波センサユニット１０による脈波測定の対象となる動脈が腕１００以外の動脈であってもよく、この場合には、当該動脈に対応した被験者の腕１００以外の皮膚表面が被測定部位１０１となる。

【0059】

そして、コンピュータやディスプレイ等を備えた血圧測定装置１は、コネクタ７０，２等を介して、脈波を示す電圧値を脈波センサユニット１０から取得し、当該脈波電圧値を血圧値に変換すると共に、当該血圧値を表示する。

【0060】

以上のように、本実施形態では、粘着テープ８０により圧力センサ２０を被測定部位１０１に固定することで、ダイアフラム部２１と被測定部位１０１との間に密閉空間２８を形成する。これにより、血管を圧迫せずに、血圧変動に起因した被測定部位１０１の皮膚表面の上下動に基づいて、脈波を測定することができるので、長時間に亘る脈波の連続測定が可能となる。

【0061】

また、本実施形態では、配線基板４０に圧力センサ２０が直接実装されているので、脈波センサユニット１０の小型化と部品点数の低減が図られており、結果的に低コスト化が図られている。このため、脈波センサユニット１０のディスポーザブルな使用が可能となり、衛生性が向上する。

【0062】

また、本実施形態では、圧力センサ２０にシール部材３０が直接貼り付けられており、当該シール部材３０が被測定部位１０１に直接接触する。このように、本実施形態では、脈波センサユニット１０の小型化と部品点数の低減が図られており、結果的に低コスト化を図られているので、ディスポーザブルな使用に一層適した構造とすることができる。

【0063】

さらに、本実施形態では、コネクタ７０を備えており、血圧測定装置１に対して容易に着脱することができる。また、本実施形態では、コネクタ７０を備えていることで、無線通信を介して脈波センサユニットと血圧測定装置を接続する場合と比較して、脈波センサユニット１０に電源や回路が設ける必要がない。このため、本実施形態では、ディスポーザブルな使用に一層適した構造とすることができる。

【0064】

さらに、本実施形態では、圧力センサ２０、配線基板４０、及び、粘着テープ８０がユニット化（一体化）されているので、脈波センサユニット１０を被測定部位１０１に迅速且つ容易に装着することができる。

【0065】

なお、以上説明した実施形態は、本発明の理解を容易にするために記載されたものであって、本発明を限定するために記載されたものではない。したがって、上記の実施形態に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物をも含む趣旨である。

【符号の説明】

【0066】

１…血圧測定装置
２…コネクタ
１０…脈波センサユニット
２０…圧力センサ
２１…ダイアフラム部
２２…支持部
２２１…上面
２２２…下面
２２３…開口
２３，２３ａ〜２３ｄ…ピエゾ抵抗
２４，２４ａ〜２４ｈ…コンタクト部
２５，２５ａ〜２５ｈ…配線パターン
２６，２６ａ〜２６ｄ…第１の電極
２７…第１のダミー電極
２８…密閉空間
３０…シール部材
３１…基材
３２…第１の粘着層
３３…第２の粘着層
３４…内孔
４０…配線基板
４１…基材
４１１…上面
４１２…下面
４２…第２の電極
４３…第３の電極
４４…スルーホール
４５…第２のダミー電極
４６…空間
４７…貫通孔
４８…凹部
５１…第１の接続部
５２…第２の接続部
５３…半田ボール
５３１…コア
５３２…半田層
６０…ケーブル
７０…コネクタ
８０…粘着テープ
８１…基材
８２…粘着層
９１…第１のＳｉＯ_２層
９２…第１のＳｉ層
９３…第２のＳｉＯ_２層
９４…第２のＳｉ層
１００…被験者の腕
１０１…被測定部位
１０２…橈骨動脈

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】