JP6965066B2 - 脈波測定装置、血圧測定装置、機器、脈波測定方法、および血圧測定方法 - Google Patents

Description

この発明は脈波測定装置に関し、より詳しくは、脈波の測定のために生体の被測定部位へ向けて電波を発射し又は上記被測定部位からの電波を受信する脈波測定装置に関する。また、この発明は、そのような脈波測定装置を備えた血圧測定装置に関する。また、この発明は、そのような血圧測定装置を備えた機器に関する。また、この発明は、そのような脈波測定装置によって脈波を測定する脈波測定方法、および、そのような血圧測定装置によって血圧を測定する血圧測定方法に関する。

従来、この種の脈波測定装置としては、例えば特許文献１（特許第５８７９４０７号明細書）に開示されているように、被測定部位に対向される送信（発射）アンテナと受信アンテナを備え、上記送信アンテナから電波（測定信号）を被測定部位（ターゲットオブジェクト）へ向けて発射し、この被測定部位によって反射された電波（反射信号）を上記受信アンテナで受信して、脈波を測定するものが知られている。そして、血管に照射する電波（測定信号）として、方形波（パルス波）を用いていた。

特許第５８７９４０７号明細書

ところで、方形波（パルス波）は、知られているように、高次の広い周波数成分を含んでいる。このため、被測定部位によって反射された反射信号も、また、広い周波数成分を含むことになる。したがって、血管径の変化を検出するためにこの反射信号を解析する場合、反射信号に含まれる広い周波数成分を解析することとなる。このため、十分高いＳ／Ｎ比を得るには、フーリエ変換等の複雑な信号処理を行わなければならないという問題がある。

そこで、この発明の課題は、フーリエ変換等の複雑な信号処理を必要とせずに、高いＳ／Ｎ比を得ることができる脈波測定装置を提供することにある。また、この発明の課題は、そのような脈波測定装置を備えた血圧測定装置を提供することにある。また、この発明の課題は、そのような血圧測定装置を備えた機器を提供することにある。また、この発明の課題は、そのような脈波測定装置によって脈波を測定する脈波測定方法、および、そのような血圧測定装置によって血圧を測定する血圧測定方法を提供することにある。

そこで、本開示の一例のセンサは、
被測定部位へ向けて電波を発射する送信部と、
上記被測定部位によって反射された電波を受信する受信部と、
上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を検出する脈波検出部とを備え、
上記送信部から発射される電波は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されていることを特徴とする。

本明細書で、「被測定部位」は、上肢（手首、上腕など）、または、下肢（足首など）のような棒状の部位のほか、体幹であってもよい。

また、「動脈に隣り合う組織」とは、生体のうち、上記動脈に隣り合い、上記動脈の脈波（血管の拡張と収縮をもたらす）の影響を受けて周期的に変位する部分を指す。

また、「帯域幅に関する指標」は、例えば、電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ_０）で除した比帯域幅（＝占有周波数帯域幅／中心周波数（ｆ_０））などを指す。また他の帯域幅に関する指標でもよく、これらに限定されない。

また、「帯域幅に関する指標」として、「比帯域幅」を用いる場合、比帯域幅が０．０３以下であることが好ましい。

本開示の一例の脈波測定装置では、送信部から発射される電波は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されているので、方形波のような広い周波数成分を含まない。これに応じて、被測定部位によって反射された電波を受信する受信部の出力も、方形波のような広い周波数成分を含まない。したがって、脈波検出部が上記受信部の出力に基づいて上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を検出する場合に、フーリエ変換等の複雑な信号処理を必要とせずに、高いＳ／Ｎ比の脈波信号を得ることができる。すなわち、脈波信号を精度良く取得することができる。

詳しくは、血管径の変動に伴って生ずる反射位置の変化による反射波位相の変化を捉える原理の脈波測定装置において、従来技術のように帯域幅が広い電波を用いると、周波数ごとに血管径変動に伴う位相変化量が異なり、これらが重畳して受信されるため、血管径の変動を検出するにはフーリエ変換などの信号処理が必要となる。一方、本発明のように帯域幅の狭い電波を用いると、位相変化量の異なる周波数の重畳がなく位相変化量を容易に測定できるため、フーリエ変換などの信号処理が不要となる。

一実施形態の脈波測定装置では、上記送信部は、上記帯域幅が限定された上記電波を、間欠的に送信することを特徴とする。

脈波測定装置は携帯用電子機器に用いられる可能性があるから、低消費電力であるのが望ましい。そこで、この一実施形態の脈波測定装置では、上記送信部は、上記帯域幅が限定された上記電波を、間欠的に送信する。それに伴って、上記受信部は、上記被測定部位によって反射された上記電波を間欠的に受信する。したがって、連続的に送信および受信する場合に比して、送信部および受信部の消費電力が低減し、また、脈波検出部の消費電力も低減する。

一実施形態の脈波測定装置は、上記受信される信号の信号対ノイズ比を取得し、この取得した信号対ノイズ比が予め定められた基準値よりも大きくなるように、上記送信部に上記電波の中心周波数をシフトまたは掃引させる制御を行う第１の周波数制御部を備えたことを特徴とする。

脈波測定装置の測定環境には、生体構成の個体差（人体の場合は個人差）によって発生する干渉の影響などが存在する。このため、或る特定の周波数では測定が困難な場合がある。そこで、この一実施形態の脈波測定装置では、第１の周波数制御部は、上記受信される信号の信号対ノイズ比を取得し、この取得した信号対ノイズ比が予め定められた基準値よりも大きくなるように、上記送信部に上記電波の周波数をシフトまたは掃引させる制御を行う。したがって、仮に生体構成の個体差に起因して或る特定の周波数では測定が困難であっても、その周波数をシフトまたは掃引して得られた他の周波数を用いることができる。この結果、脈波信号を精度良く取得できる可能性が高まる。

一実施形態の脈波測定装置は、上記脈波検出部の出力波形と予め定められた基準波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う第２の周波数制御部を備えたことを特徴とする。

また、「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２３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。

この一実施形態の脈波測定装置では、予め、上記基準波形として、上記脈波検出部が上記脈波信号を正常に検出しているときの出力波形が設定される。ここで、第２の周波数制御部は、上記脈波検出部の出力波形と上記基準波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行うので、上記脈波検出部の出力波形と上記基準波形との相似性が高くなる。したがって、脈波信号を精度良く取得できる。

一実施形態の脈波測定装置は、
上記被測定部位を取り巻いて装着されるベルトを備え、
上記ベルトが上記被測定部位の外面を取り巻いて装着された装着状態で、上記被測定部位を通る動脈に対応するように、上記ベルトに上記送信部と上記受信部とが搭載されていることを特徴とする。

この一実施形態の脈波測定装置は、ユーザ（被験者を含む。以下同様。）が被測定部位を上記ベルトによって取り巻くことによって、上記被測定部位に装着される。これにより、この脈波測定装置は、上記被測定部位に安定して装着される。この装着状態で、上記送信部は、被測定部位の動脈へ向けて電波を発射する。上記受信部は、上記被測手部位の動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織によって反射された電波を受信する。上記脈波検出部は、上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を検出する。したがって、脈波信号を精度良く取得することができる。

別の局面では、本開示の一例の血圧測定装置は、
生体の被測定部位の血圧を測定する血圧測定装置であって、
上記脈波測定装置を２組備え、
上記２組におけるベルトは一体に構成され、
上記２組のうち第１組の上記送信部と上記受信部は、第２組の上記送信部と上記受信部に対して、上記ベルトの幅方向に関して互いに離間して配置され、
上記ベルトが上記被測定部位の外面を取り巻いて装着された装着状態で、上記第１組の上記送信部と上記受信部は上記被測定部位を通る動脈の上流側部分に対応する一方、上記第２組の上記送信部と上記受信部は上記動脈の下流側部分に対応するようになっており、
上記２組においてそれぞれ、上記送信部が上記被測定部位へ向けて電波を発射するとともに、上記受信部が上記被測定部位によって反射された電波を受信し、
上記２組においてそれぞれ、上記脈波検出部が、上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を取得し、
上記２組の上記脈波検出部がそれぞれ取得した脈波信号の間の時間差を、脈波伝播時間として取得する時間差取得部と、
脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記時間差取得部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧値を算出する第１の血圧算出部と
を備えたことを特徴とすることを特徴とする。

本開示の一例の血圧測定装置では、上記装着状態で、上記２組の上記脈波検出部がそれぞれ取得した脈波信号の間の時間差を、上記時間差取得部は、脈波伝播時間（Pulse Transit Time;ＰＴＴ）として精度良く取得できる。したがって、上記第１の血圧算出部は、上記血圧値を精度良く算出（推定）できる。

一実施形態の血圧測定装置は、上記２組においてそれぞれ、上記受信される信号の信号対ノイズ比を取得し、この取得した信号対ノイズ比が予め定められた基準値よりも大きくなるように、上記送信部に上記電波の中心周波数をシフトまたは掃引させる制御を行う第１の周波数制御部を備えたことを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、上記２組においてそれぞれ、仮に生体構成の個体差に起因して或る特定の周波数では測定が困難であっても、その周波数をシフトまたは掃引して得られた他の周波数を用いることができる。この結果、脈波信号を精度よく検出できる可能性が高まる。

一実施形態の血圧測定装置は、上記２組においてそれぞれ、上記脈波検出部の出力波形と予め定められた基準波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う第２の周波数制御部を備えたことを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、上記２組においてそれぞれ、上記脈波検出部の出力波形と上記基準波形との相似性が高くなり、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の測定精度が向上する。

一実施形態の血圧測定装置は、上記第１組の上記脈波検出部の出力波形と上記第２組の上記脈波検出部の出力波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記第１組または上記第２組の上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う第３の周波数制御部を備えたことを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、上記第１組の上記脈波検出部の出力波形と上記第２組の上記脈波検出部の出力波形との相似性が高くなり、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の測定精度が向上する。

一実施形態の血圧測定装置は、
上記ベルトに、上記被測定部位を圧迫するための流体袋が搭載され、
上記流体袋に空気を供給して圧力を制御する圧力制御部と、
上記流体袋内の圧力に基づいて、オシロメトリック法により血圧を算出する第２の血圧算出部とを備えたことを特徴とする。

この一実施形態の血圧測定装置では、脈波伝播時間（ＰＴＴ）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が、共通のベルトを用いて行われ得る。したがって、ユーザの利便性が高まる。また、精度は低いけれども連続して測定できるＰＴＴ方式（脈波伝播時間に基づく血圧測定）で血圧の急激な上昇を捉え、その血圧の急激な上昇をトリガにして、より正確なオシロメトリック法での測定を開始することができる。

別の局面では、本開示の一例の機器は、上記脈波測定装置、または、上記血圧測定装置を含むことを特徴とする。

本開示の一例の機器は、上記脈波測定装置、または、上記血圧測定装置を含み、他の機能を実行する機能部を含んでいてもよい。この機器によれば、脈波を精度良く測定でき、または、血圧値を精度良く算出（推定）できる。その他、この機器は様々な機能を実行することができる。

別の局面では、本開示の一例の脈波測定方法は、
上記脈波測定装置を用いて生体の被測定部位の脈波を測定する脈波測定方法であって、
上記被測定部位の外面を取り巻くようにベルトを装着して、送信部と受信部を上記被測定部位を通る動脈に対応させ、
上記送信部によって、上記被測定部位へ向けて上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されている電波を発射するとともに、上記受信部によって、上記被測定部位によって反射された電波を受信し、
上記脈波検出部によって、上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を検出することを特徴とする。

本開示の一例の脈波測定方法によれば、送信部から発射される電波は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されているので、方形波のような広い周波数成分を含まない。これに応じて、被測手部位によって反射された電波を受信する受信部の出力も、方形波のような広い周波数成分を含まない。したがって、フーリエ変換等の複雑な信号処理を必要とせずに、高い信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ比）の脈波信号を得ることができる。すなわち、脈波信号を精度良く取得することができる。

別の局面では、本開示の一例の血圧測定方法は、
上記血圧測定装置を用いて生体の被測定部位の血圧を測定する血圧測定方法であって、
上記被測定部位の外面を取り巻くように上記ベルトを装着して、上記２組のうち第１組の送信部と受信部は上記被測定部位を通る動脈の上流側部分に対応させる一方、第２組の送信部と受信部を上記動脈の下流側部分に対応させ、
上記２組においてそれぞれ、上記送信部によって、上記被測定部位へ向けて上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されている電波を発射するとともに、上記受信部によって、上記被測定部位によって反射された電波を受信し、
上記２組においてそれぞれ、上記受信部の出力に基づいて、上記脈波検出部によって上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を取得し、
上記２組の上記脈波検出部がそれぞれ取得した脈波信号の間の時間差を、上記時間差取得部によって脈波伝播時間として取得し、
脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記時間差取得部によって取得された脈波伝播時間に基づいて、上記第１の血圧算出部によって血圧値を算出することを特徴とする。

この血圧測定方法によれば、上記脈波伝播時間（ＰＴＴ）を精度良く取得でき、したがって、上記血圧値を精度良く算出（推定）できる。

以上より明らかなように、この発明の脈波測定装置および脈波測定方法によれば、フーリエ変換等の複雑な信号処理を必要とせずに、高いＳ／Ｎ比を得ることができる。また、この発明の血圧測定装置および血圧測定方法によれば、血圧値を精度良く算出（推定）できる。また、この発明の機器によれば、脈波信号を精度良く取得でき、または、血圧値を精度良く算出（推定）でき、さらに他の様々な機能を実行することができる。

この発明の脈波測定装置および血圧測定装置に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送受信アンテナ群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全体的なブロック構成を示す図である。 上記血圧計の制御系の部分的かつ機能的なブロック構成を示す図である。 図６（Ａ）は、上記血圧計が左手首に装着された状態での、手首の長手方向に沿った断面を模式的に示す図である。図６（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。 上記血圧計において、オシロメトリック法を行うためのプラグラムによって実装されるブロック構成を示す図である。 上記血圧計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す図である。 図９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。 この発明の一実施形態の脈波測定方法および血圧測定方法に係る動作フローであって、上記血圧計が脈波測定を行って脈波伝播時間（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）を行うものを示す図である。 図１０（Ａ）は、被測定部位へ帯域幅が限定された電波を発射し、被測定部位から電波を受信する動作フロー図である。図１０（Ｂ）は、中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引する動作フロー図である。図１０（Ｃ）は、間欠的に送信する動作フロー図である。 図１１（Ａ）は、正弦波、周波数２４．０５０ＧＨｚの波形を示す図である。図１１（Ｂ）は、正弦波（周波数２４．０５０ＧＨｚ）に係る周波数スペクトル図である。 図１２（Ａ）は、正弦波、周波数２４．２５０ＧＨｚの波形を示す図である。図１２（Ｂ）は、正弦波（周波数２４．２５０ＧＨｚ）に係る周波数スペクトル図である。 図１３（Ａ）は、間欠的な正弦波、正弦波周波数２４．２５０ＧＨｚの波形を示す図である。図１３（Ｂ）は、間欠的な正弦波に係る周波数スペクトル図である。 図１４（Ａ）は、連続した変調波、搬送波周波数２４．０５０ＧＨｚの波形を示す図である。図１４（Ｂ）は、連続した変調波に係る周波数スペクトル図である。 図１５（Ａ）は、周波数シフトした変調波、搬送波周波数２４．２５０ＧＨｚの波形を示す図である。図１５（Ｂ）は、周波数シフトした変調波に係る周波数スペクトル図である。 図１６（Ａ）は、間欠的な変調波、搬送波周波数２４．１５０ＧＨｚの波形を示す図である。図１６（Ｂ）は、間欠的な変調波に係る周波数スペクトル図である。 図１７（Ａ）は、パルス波の波形を示す図である。図１７（Ｂ）は、パルス波に係る周波数スペクトル図である。 図１８（Ａ）は、図１３（Ａ）の間欠的な正弦波の部分的な拡大図である。図１８（Ｂ）は、図１４（Ａ）の連続した変調波の部分的な拡大図である。 図２０の動作フローによる周波数を切り換えてシフトする実施形態に係るブロック構成を示す図である。 図２１の動作フローによる脈波信号の波形と基準波形との相互相関係数に基づいて周波数をシフトまたは掃引する実施形態に係るブロック構成を示す図である。 図２２の動作フローによる第１の脈波信号の出力波形と第２の脈波信号の出力波形との間の相互相関係数に基づいて周波数をシフトまたは掃引する実施形態に係るブロック構成を示す図である。 脈波信号の信号対ノイズ比に基づいて周波数を切り換えてシフトする動作フロー図である。 脈波信号の波形と基準波形との相互相関係数に基づいて周波数をシフトまたは掃引する動作フロー図である。 第１の脈波信号の出力波形と第２の脈波信号の出力波形との相互相関係数に基づいて周波数をシフトまたは掃引する動作フロー図である。 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。

以下、本開示の一例の実施の形態を、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、本開示の一例の脈波測定装置および血圧測定装置に係る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を示している。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。この血圧計１は、全体として、２組の脈波測定装置を含む血圧測定装置に対応するものとして構成されている。

図１によって分かるように、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、左手首９０に接する内周面２０ａと、この内周面２０ａと反対側の外周面２０ｂとを有している。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。

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、外面としての掌側面（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との間の部位に、第１、第２の脈波センサを構成する送受信部４０が設けられている。ベルト２０のうち、送受信部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４個の送受信アンテナ４１〜４４（これらの全体を「送受信アンテナ群」と呼び、符号４０Ｅで表す。）が搭載されている（後に詳述する。）。この例では、ベルト２０の長手方向Ｘに関して送受信アンテナ群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）。

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２４によって接続されている。このバックル２４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の長手方向Ｘ（装着状態では、左手首９０の周方向に相当する。）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２４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２４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の送受信部４０を位置させる。これにより、送受信部４０の送受信アンテナ群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２４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、この例では、ベルト２０は、外周面２０ｂをなす帯状体２３と、この帯状体２３の内周面に沿って取り付けられた押圧部材としての押圧カフ２１とを含んでいる。帯状体２３は、プラスチック材料（この例では、シリコーン樹脂）からなり、この例では、厚さ方向Ｚに関して可撓性を有し、かつ、長手方向Ｘ（左手首９０の周方向に相当）に関して殆ど伸縮しないように（実質的に非伸縮性に）なっている。押圧カフ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Ｚ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、既述のように送受信部４０の送受信アンテナ群４０Ｅが配置されている。

この例では、図３に示すように、装着状態では、送受信部４０の送受信アンテナ群４０Ｅは、左手首９０の橈骨動脈９１に対応して、概ね左手首９０の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に沿って互いに離間して並んだ状態になる。この例では、送受信アンテナ群４０Ｅは、幅方向Ｙに関して、この送受信アンテナ群４０Ｅが占める範囲内の両側に配置された送信アンテナ４１，４４と、これらの送信アンテナ４１，４４の間に配置された受信アンテナ４２，４３とを含んでいる。送信アンテナ４１と、この送信アンテナ４１からの電波を受信する受信アンテナ４２とが、第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）を構成している（対を括弧で括って表している。以下同様。）。また、送信アンテナ４４と、この送信アンテナ４４からの電波を受信する受信アンテナ４３とが、第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）を構成している。この配置では、受信アンテナ４２に対して、送信アンテナ４４よりも送信アンテナ４１が近い。また、受信アンテナ４３に対して、送信アンテナ４１よりも送信アンテナ４４が近い。したがって、第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）と第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）との間の混信を少なくすることができる。なお、アンテナの並ぶ順序は、この例のような、送信アンテナ、受信アンテナ、受信アンテナ、送信アンテナの順序に限らず、受信アンテナ、送信アンテナ、送信アンテナ、受信アンテナの順序でもよい。

この例では、１つの送信アンテナまたは受信アンテナは、２４ＧＨｚ帯の周波数の電波を発射または受信し得るように、面方向（図３において左手首９０の外周面に沿った方向を意味する。）に関して、縦横いずれも３ｍｍの正方形の形状（この面方向の形状を「パターン形状」と呼ぶ。）を有している。この例では、ベルト２０の幅方向Ｙに関して、第１組における送信アンテナ４１の中心と受信アンテナ４２の中心との間の距離は、５ｍｍ〜１０ｍｍの範囲内に設定されている。同様に、この例では、ベルト２０の幅方向Ｙに関して、第２組における送信アンテナ４４の中心と受信アンテナ４３の中心との間の距離は、５ｍｍ〜１０ｍｍの範囲内に設定されている。また、ベルト２０の幅方向Ｙに関して、第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）の中央と第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）の中央との間の距離Ｄ（図６参照）は、この例では２０ｍｍに設定されている。この距離Ｄは、第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）と第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）との間の実質的な間隔に相当する。なお、距離Ｄ等の長さは一例であって、血圧計の大きさ等に合わせて、適宜最適な長さを選択すればよい。

また、図２中に示すように、この例では、送受信アンテナ群４０Ｅは、厚さ方向Ｚに関して、ベルト２０に取り付けられた電波の発射または受信のための導電体層４０１と、導電体層４０１の左手首９０に対向する側の面に沿って取り付けられた誘電体層４０２とを順に積層して構成されている（個々の送信アンテナ、受信アンテナにおいて同じ構成になっている。）。この例では、導電体層４０１のパターン形状に対して、誘電体層４０２のパターン形状を同じに設定しているが、異なっていてもよい。送受信アンテナ群４０Ｅが左手首９０に対して装着された装着状態では、誘電体層４０２は、スペーサとして働いて、左手首９０の掌側面９０ａと導電体層４０１との間の距離（厚さ方向Ｚの距離）を一定に保つ。

この例では、導電体層４０１は金属（例えば、銅など）からなっている。誘電体層４０２は、この例ではポリカーボネートからなっている。

このような送受信アンテナ群４０Ｅは、左手首９０の外周面に沿って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。この例では、導電体層４０１の厚さは３０μｍに設定され、また、誘電体層４０２の厚さは２ｍｍに設定されている。

図４は、血圧計１の制御系の全体的な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、通信部５９、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、圧力センサ３１からの出力を周波数に変換する発振回路３１０、および、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。さらに、送受信部４０には、既述の送受信アンテナ群４０Ｅに加えて、ＣＰＵ１００によって制御される送受信回路群４５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又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、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。

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はエア配管３９を介して、また、圧力センサ３１はエア配管３８を介して、それぞれ押圧カフ２１に接続されている。なお、エア配管３９，３８は、共通の１本の配管であってもよい。圧力センサ３１は、エア配管３８を介して、押圧カフ２１内の圧力を検出する。ポンプ３２は、この例では圧電ポンプからなり、押圧カフ２１内の圧力（カフ圧）を加圧するために、エア配管３９を通して押圧カフ２１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、弁３３は、ポンプ３２がオンされると閉じて、押圧カフ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、押圧カフ２１の空気をエア配管３９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。

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３８を通してベルト２０（押圧カフ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、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、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、圧力センサ３１の出力は、押圧カフ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。

電池５３は、本体１０に搭載された要素、この例では、ＣＰＵ１００、圧力センサ３１、ポンプ３２、弁３３、表示器５０、メモリ５１、通信部５９、発振回路３１０、ポンプ駆動回路３２０の各要素へ電力を供給する。また、電池５３は、配線７１を通して、送受信部４０の送受信回路群４５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と押圧カフ２１との間に挟まれた状態で、ベルト２０の長手方向Ｘに沿って本体１０と送受信部４０との間に延在して設けられている。

送受信部４０の送受信回路群４５は、送信アンテナ４１，４４にそれぞれ接続された送信回路４６，４９と、受信アンテナ４２，４３にそれぞれ接続された受信回路４７，４８とを含んでいる。ここで、送信アンテナ４１と送信回路４６とが送信部６１を構成し、また、送信アンテナ４４と送信回路４９とが送信部６４を構成している。受信アンテナ４２と受信回路４７とが受信部６２を構成し、また、受信アンテナ４３と受信回路４８とが受信部６３を構成している。図５に示すように、送信部６１，６４は、その動作時に、それぞれ送信アンテナ４１，４４を介して、この例では２４ＧＨｚ帯の周波数の電波Ｅ１，Ｅ２を発射する。受信部６２，６３は、それぞれ被測定部位としての左手首９０（より正確には、橈骨動脈９１および／またはこの橈骨動脈９１に隣り合う組織の対応する部分）によって反射された電波Ｅ１′，Ｅ２′を、受信アンテナ４２，４３を介して受信して、検波および増幅する。以下では、簡単のため、反射された電波Ｅ１′，Ｅ２′は、橈骨動脈９１によって反射された電波であるものとする。

後に詳述するように、図５中に示す脈波検出部１０１，１０２は、それぞれ受信部６２，６３の出力に基づいて、左手首９０を通る橈骨動脈９１の脈波を表す脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を取得する。さらに、時間差取得部としてのＰＴＴ算出部１０３は、２組の脈波検出部１０１，１０２がそれぞれ取得した脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の間の時間差を、脈波伝播時間（Pulse Transit Time；ＰＴＴ）として取得する。また、第１の血圧算出部１０４は、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、ＰＴＴ算出部１０３によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧値を算出する。ここで、脈波検出部１０１，１０２、ＰＴＴ算出部１０３、および第１の血圧算出部１０４は、ＣＰＵ１００が所定のプログラムを実行することによって実現される。送信部６１、受信部６２、および、脈波検出部１０１は、第１組の脈波測定装置としての第１の脈波センサ４０−１を構成する。送信部６４、受信部６３、および、脈波検出部１０２は、第２組の脈波測定装置としての第２の脈波センサ４０−２を構成する。

装着状態では、図６（Ａ）中に示すように、左手首９０の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に関して、第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）は左手首９０を通る橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕに対応する一方、第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）は橈骨動脈９１の下流側部分９１ｄに対応するようになっている。第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）によって取得された信号は、橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕと第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）との間の、脈波（血管の拡張と収縮をもたらす）に伴う距離の変化を表す。第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）によって取得された信号は、橈骨動脈９１の下流側部分９１ｄと第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）との間の、脈波に伴う距離の変化を表す。第１の脈波センサ４０−１の脈波検出部１０１、第２の脈波センサ４０−２の脈波検出部１０２は、それぞれ受信回路４７，４８の出力に基づいて、それぞれ図６（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、受信アンテナ４２，４３の受信レベルは、約１μＷ（１ｍＷに対するデシベル値では−３０ｄＢｍ）程度になっている。受信回路４７，４８の出力レベルは、約１ボルト程度になっている。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、約１００ｍＶ〜１ボルトの程度になっている。

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。

上の例では、送受信アンテナ対が２組の場合について説明したが、送受信アンテナ対が３組以上でもよい。

（オシロメトリック法による血圧測定の構成および動作）
図７Ａは、血圧計１において、オシロメトリック法を行うためのプラグラムによって実装されるブロック構成を示している。

このブロック構成では、大別して、圧力制御部２０１と、第２の血圧算出部２０４と、出力部２０５とが実装されている。

圧力制御部２０１は、さらに、圧力検知部２０２と、ポンプ駆動部２０３とを含んでいる。圧力検知部２０２は、圧力センサ３１から発振回路３１０を通して入力された周波数信号を処理して、押圧カフ２１内の圧力（カフ圧）を検知するための処理を行う。ポンプ駆動部２０３は、検知されたカフ圧Ｐｃ（図８参照）に基づいて、ポンプ駆動回路３２０を通してポンプ３２と弁３３を駆動するための処理を行う。これにより、圧力制御部２０１は、所定の加圧速度で、押圧カフ２１に空気を供給して圧力を制御する。

第２の血圧算出部２０４は、カフ圧Ｐｃに含まれた動脈容積の変動成分を脈波信号Ｐｍ（図８参照）として取得し、取得された脈波信号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）を算出する処理を行う。血圧値の算出が完了すると、第２の血圧算出部２０４は、ポンプ駆動部２０３の処理を停止させる。

出力部２０５は、算出された血圧値（収縮期血圧ＳＢＰと拡張期血圧ＤＢＰ）を、この例では表示器５０に表示するための処理を行う。

図７Ｂは、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（血圧測定方法のフロー）を示している。血圧計１のベルト２０は、左手首９０を取り巻くように予め装着されているものとする。

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、押圧カフ２１内の空気を排気する。続いて、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、圧力制御部２０１のポンプ駆動部２０３として働いて、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、押圧カフ２１に空気を送る制御を行う。これにより、押圧カフ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、被測定部位としての左手首９０を圧迫してゆく（図７Ｂ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、圧力制御部２０１の圧力検知部２０２として働いて、圧力センサ３１によって、カフ圧Ｐｃをモニタし、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７Ｂ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３２を停止し、弁３３を開いて、押圧カフ２１内の空気を排気する制御を行う（ステップＳ６）。そして最後に、ＣＰＵ１００は出力部２０５として働いて、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、本開示の一例の一実施形態の脈波測定方法および血圧測定方法に係る動作フローであって、血圧計１が脈波測定を行って脈波伝播時間（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）を行うものを示している。血圧計１のベルト２０は、左手首９０を取り巻くように予め装着されているものとする。

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、ＣＰＵ１００は動作を開始する。すなわち、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２１に空気を送る制御を行って、押圧カフ２１を膨張させるとともにカフ圧Ｐｃ（図６（Ａ）参照）を予め定められた値に加圧する（図９のステップＳ１１）。この例では、ユーザの身体的負担を軽くするために、左手首９０に対してベルト２０が密接するのに足りる程度の加圧（例えば５ｍｍＨｇ程度）に留める。これにより、左手首９０の掌側面９０ａに送受信アンテナ群４０Ｅを確実に当接させて、掌側面９０ａと送受信アンテナ群４０Ｅとの間に空隙が生じないようにする。なお、このステップＳ１１を省略してもよい。

このとき、図６（Ａ）中に示すように、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２においてそれぞれ、送受信アンテナ群４０Ｅの誘電体層４０２（の第２面４０２ｂ）が左手首９０の掌側面９０ａに当接する。したがって、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２においてそれぞれ、左手首９０の掌側面９０ａに導電体層４０１が対向し、誘電体層４０２は、左手首９０の掌側面９０ａと導電体層４０１との間の距離（厚さ方向の距離）を一定に保つ。また、既述のように、左手首９０の長手方向（ベルト２０の幅方向Ｙに相当）に関して、第１組の送受信アンテナ対（４１，４２）は左手首９０を通る橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕに対応する一方、第２組の送受信アンテナ対（４４，４３）は橈骨動脈９１の下流側部分９１ｄに対応する。

次に、この装着状態で、図９のステップＳ１２に示すように、ＣＰＵ１００は、図５中に示した第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２においてそれぞれ、送信および受信の制御を行う。具体的には、図６（Ａ）中に示すように、第１の脈波センサ４０−１において、送信回路４６が、送信アンテナ４１を介して、すなわち導電体層４０１から誘電体層４０２（またはこの誘電体層４０２の側方に存在する空隙）を通して、橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕへ向けて電波Ｅ１を発射する。これとともに、受信回路４７が、橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕによって反射された電波Ｅ１′を、受信アンテナ４２を介して、すなわち誘電体層４０２（またはこの誘電体層４０２の側方に存在する空隙）を通して導電体層４０１によって受信して、検波および増幅する。また、第２の脈波センサ４０−２において、送信回路４９が、送信アンテナ４４を介して、すなわち導電体層４０１から誘電体層４０２（またはこの誘電体層４０２の側方に存在する空隙）を通して、橈骨動脈９１の下流側部分９１ｄへ向けて電波Ｅ２を発射する。これとともに、受信回路４８が、橈骨動脈９１の下流側部分９１ｄによって反射された電波Ｅ２′を、受信アンテナ４３を介して、すなわち誘電体層４０２（またはこの誘電体層４０２の側方に存在する空隙）を通して導電体層４０１によって受信して、検波および増幅する。この例では、第１の脈波センサ４０−１において発射される電波Ｅ１と、第２の脈波センサ４０−２において発射される電波Ｅ２は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されている（帯域幅については、後に詳述する。）。

次に、図９のステップＳ１３に示すように、ＣＰＵ１００は、図５中に示した第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２においてそれぞれ、脈波検出部１０１，１０２として働いて、図６（Ｂ）中に示すような脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を取得する。すなわち、第１の脈波センサ４０−１において、ＣＰＵ１００は脈波検出部１０１として働いて、受信回路４７の血管拡張期の出力と血管収縮期の出力から、橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕの脈波を表す脈波信号ＰＳ１を取得する。また、第２の脈波センサ４０−２において、ＣＰＵ１００は脈波検出部１０２として働いて、受信回路４８の血管拡張期の出力と血管収縮期の出力から、橈骨動脈９１の下流側部分９１ｄの脈波を表す脈波信号ＰＳ２を取得する。

次に、図９のステップＳ１４に示すように、ＣＰＵ１００は時間差取得部としてのＰＴＴ算出部１０３として働いて、脈波信号ＰＳ１と脈波信号ＰＳ２との間の時間差を、脈波伝播時間（ＰＴＴ）として取得する。より詳しくは、この例では、図６（Ｂ）中に示した第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。

この後、図９のステップＳ１５に示すように、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Ｓ１４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。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
ＥＢＰ＝α／ＤＴ^２＋β …（Ｅｑ．１）
（ただし、α、βはそれぞれ既知の係数または定数を表す。）
で示すような、１／ＤＴ^２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）。なお、脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式Ｅｑとしては、その他、
ＥＢＰ＝α／ＤＴ^２＋β／ＤＴ＋γＤＴ＋δ …（Ｅｑ．２）
（ただし、α、β、γ、δはそれぞれ既知の係数または定数を表す。）
のように、１／ＤＴ^２の項に加えて、１／ＤＴの項と、ＤＴの項とを含む式など、公知の別の対応式を用いてもよい。

このようにして血圧を算出（推定）する場合、既述のように、第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２においてそれぞれ、誘電体層４０２は、左手首９０の掌側面９０ａと導電体層４０１との間の距離を一定に保つ。また、左手首９０の掌側面９０ａと導電体層４０１との間に誘電体層４０２が介在するおかげで、生体の誘電率の変動（生体の比誘電率は５〜４０程度の範囲で変動する）の影響を受け難くなる。また、左手首９０の掌側面９０ａと導電体層４０１との間の距離を空けることができるので、左手首９０の掌側面９０ａに対して導電体層４０１が直接接触する場合に比して、左手首９０の掌側面９０ａにおいて電波が照射される範囲（面積）を広げることができる。したがって、導電体層４０１の装着位置が撓骨動脈９１の直上から多少ずれても、橈骨動脈９１で反射された信号を安定して受信できる。これらの結果、受信回路４７，４８によってそれぞれ受信される信号レベルが安定して、生体情報としての脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を精度良く取得することができる。この結果、脈波伝播時間（ＰＴＴ）を精度良く取得でき、したがって、血圧値を精度良く算出（推定）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Ｓ１６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（ステップＳ１６でＮＯ）、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の算出（図９のステップＳ１４）と、血圧の算出（推定）（図９のステップＳ１５）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Ｓ１６において測定停止が指示されると（ステップＳ１６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、共通のベルト２０を用いて、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。例えば、一般に、脈波伝播時間（ＰＴＴ）に基づく血圧測定（推定）を行う場合は、適宜、脈波伝播時間と血圧との間の対応式Ｅｑの校正（上の例では、実測された脈波伝播時間と血圧値に基づく係数α、β等の値の更新）を行う必要がある。ここで、この血圧計１によれば、同じ機器でオシロメトリック法による血圧測定を行い、その結果に基づいて対応式Ｅｑの校正を行うことができるので、ユーザの利便性を高めることができる。また、精度は低いけれども連続して測定できるＰＴＴ方式（脈波伝播時間に基づく血圧測定）で血圧の急激な上昇を捉え、その血圧の急激な上昇をトリガにして、より正確なオシロメトリック法での測定を開始することができる。

（第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２において発射される電波Ｅ１，Ｅ２の帯域幅）
仮に、上述の第１の脈波センサ４０−１、第２の脈波センサ４０−２において発射される電波Ｅ１，Ｅ２が方形波（パルス波）のように高次の広い周波数成分を含むものとすると、受信される電波Ｅ１′，Ｅ２′も高次の広い周波数成分を含むことになる。このため、脈波検出部１０１，１０２がフーリエ変換等の複雑な信号処理を行わなければならないという問題が生ずる。

そこで、この血圧計１では、上述の図９における送信および受信を行うステップＳ１２で、図１０（Ａ）の動作フローを行う。具体的には、ステップＳ２１に示すように、送信部６１，６４は、それぞれ橈骨動脈９１の上流側部分９１ｕ、下流側部分９１ｄ（以下、「被測定部位９１ｕ，９１ｄ」と呼ぶ。）へ向けて、電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定された電波Ｅ１，Ｅ２を発射する。また、ステップ２２に進んで、受信部６２，６３は、被測定部位から帯域幅が限定された電波Ｅ１′，Ｅ２′を受信する。その後、メインフロー（図９）へリターンする。ここで、「帯域幅に関する指標」とは、この例では、電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ_０）で除した比帯域幅（＝占有周波数帯域幅／中心周波数（ｆ_０））などを指す。また、「帯域幅に関する指標」として、「比帯域幅」（符号ＲＢＷで表すものとする。）を用いる場合、比帯域幅ＲＢＷが０．０３以下であることが好ましい。

この血圧計１では、送信部６１，６４から発射される電波Ｅ１，Ｅ２は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されているので、方形波のような広い周波数成分を含まない。これに応じて、被測定部位９１ｕ，９１ｄによって反射された電波Ｅ１′，Ｅ２′を受信する受信部６２，６３の出力も、方形波のような広い周波数成分を含まない。したがって、脈波検出部１０１，１０２が上記受信部６２，６３の出力に基づいて上記被測定部位９１ｕ，９１ｄの脈波を表す脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を検出する場合に、フーリエ変換等の複雑な信号処理を必要とせずに、高いＳ／Ｎ比の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を得ることができる。すなわち、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を精度良く取得することができる。なお、図１７（Ａ）に示すようなパルス状の方形波（この例では、中心周波数１０ｋＨｚになっている。）は、図１７（Ｂ）に示すように広い周波数成分（この例では、比帯域幅０．４になっている。）を含む。

Ｓ／Ｎ比の算出する際に、信号（Ｓ）としては、人体（この例では、左手首９０）に装着して電波送信した時における脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の振幅あるいは標準偏差を用いる。ノイズ（Ｎ）としては、人体に装着し、電波を発しないときの脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の振幅あるいは標準偏差を用いるか、または、人体に装着しないで電波を発したときの脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の振幅あるいは標準偏差を用いる。

ここで、この血圧計１では、図５に示されるように、第１の脈波センサ４０−１および第２の脈波センサ４０−２を備えている。しかしながら、第１の脈波センサ４０−１または第２の脈波センサ４０−２が単独で、脈波センサを構成してもよい。以下では、第１の脈波センサ４０−１と第２の脈波センサ４０−２を総称して、「脈波センサ４０−１，４０−２」と呼ぶ。

上述の電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定された電波Ｅ１，Ｅ２は、例えば、図１１（Ａ），１２（Ａ）に示されるような、無変調連続波（Continuous Wave;ＣＷ）である。これには、典型的には、正弦波が含まれる。

（連続した正弦波の例）
図１１（Ａ）の例では、正弦波の周波数は、２４．０５０ＧＨｚである。この正弦波の振幅は、１．０Ｖである。図１１（Ｂ）は、この例に係る周波数スペクトルを示す。この例では広い周波数成分を含まず、中心周波数２４．０５０ＧＨｚで直線状に立ち上がる。電力は、約８０ｄＢである。この例では、比帯域幅ＲＢＷは、論理的に、０である。

この例では、図１０（Ａ）のステップＳ２１において、送信部６１，６４は、被測定部位９１ｕ，９１ｄへ帯域幅が限定された電波Ｅ１，Ｅ２を連続的に発射する。ステップＳ２２において、受信部６２は、被測定部位から電波Ｅ１′，Ｅ２′を連続的に受信する。

図１２（Ａ）では、図１１（Ａ）の例に対して周波数が異なっている正弦波の例を示す。この例では、正弦波の周波数は、２４．２５０ＧＨｚである。この正弦波の振幅は、１．０Ｖである。また図１２（Ｂ）は、この例に係る周波数スペクトルを示す。この例では広い周波数成分を含まず、中心周波数２４．２５０ＧＨｚで直線状に立ち上がる。電力は、約８０ｄＢである。この例では、比帯域幅ＲＢＷは、論理的に、０である。

この例では、上述の図９における送信および受信を行うステップＳ１２で、特に図１０（Ｂ）の動作フローを行う。具体的には、ステップＳ３１に示すように、送信部６１，６４は、被測定部位９１ｕ，９１ｄへ帯域幅が限定された電波Ｅ１，Ｅ２を発射する。また、ステップＳ３２に進んで、送信部６１は、電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引する。ステップＳ３３に進んで、受信部６２は、被測定部位から電波Ｅ１′，Ｅ２′を受信する。その後、メインフロー（図９）へリターンする。ここで、送信部６１，６４は、中心周波数（ｆ_０）を、２４．０５０ＧＨｚから２４．２５０ＧＨｚまで２００ＭＨｚだけシフトまたは掃引する。なお、このようにシフトまたは掃引を行う場合、例えば、脈波センサ４０−１，４０−２が、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を１０秒間測定し、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２のＳ／Ｎ比が予め定められた閾値（αとする）未満であれば、送信部６１，６４は次の候補周波数へシフトまたは掃引する（後に詳述する）。

この例では、上記送信部６１，６４は、上記帯域幅が限定された上記電波Ｅ１，Ｅ２の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引する。したがって、仮に人体構成の個人差に起因して或る特定の周波数では測定が困難であっても、その周波数をシフトまたは掃引して得られた他の周波数を用いることができる。この結果、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を精度良く取得できる可能性が高まる。

（間欠的な正弦波の例）
図１３（Ａ）では、オン期間ｔ_ＯＮとオフ期間ｔ_ＯＦＦとを繰り返す間欠的な正弦波の例を示す。この例では、正弦波の周波数は、２４．２５０ＧＨｚである。この正弦波の振幅は、１．０Ｖである。この例では、正弦波のオン期間ｔ_ＯＮが、２０マイクロ秒で、正弦波のオフ期間ｔ_ＯＦＦが、８０マイクロ秒である間欠的な正弦波を示す。また、この波形の二点鎖線Ｐ１で囲んだ範囲内の波形の部分的な模式図を図１８（Ａ）に示す。図１８（Ａ）は、オフ期間ｔ_ＯＦＦの後オン期間ｔ_ＯＮとなる間欠的な正弦波Ｆ１の部分的な模式図である。また図１３（Ｂ）は、この間欠的な正弦波の例に係る周波数スペクトルを示す。この例では広い周波数成分を含まず、中心周波数２４．２５０ＧＨｚを中心として対称に三角形状に立ち上がる。電力は、中心周波数で、約６０ｄＢである。この例では、比帯域幅ＲＢＷは、０．００００４である。

この例では、上述の図９における送信および受信を行うステップ１２で、特に図１０（Ｃ）の動作フローを行う。具体的には、ステップＳ４１に示すように、送信部６１，６４は、被測定部位９１ｕ，９１ｄへ帯域幅が限定された電波Ｅ１，Ｅ２を間欠的に発射する。また、ステップＳ４２に進んで、受信部６２，６３は、被測定部位から電波Ｅ１′，Ｅ２′を間欠的に受信する。その後、メインフロー（図９）へリターンする。

この例では、上記送信部６１，６４は、上記帯域幅が限定された上記電波Ｅ１，Ｅ２を、間欠的に送信する。それに伴って、上記受信部６２，６３は、上記被測定部位９１ｕ，９１ｄによって反射された上記電波Ｅ１′，Ｅ２′を間欠的に受信する。したがって、連続的に送信および受信する場合に比して、送信部６１，６４および受信部６２，６３の消費電力が低減し、また、脈波検出部１０１，１０２の消費電力も低減する。ここで、この低減する消費電力は、例えば、連続的に送信する場合が、１５５．１ｍＷｈであるのに比して、間欠的（例えば、デューティ比１％）に送信する場合は、６．５ｍＷｈに低減する。

（変調波の例）
図１４（Ａ）では、搬送波に変調信号波を重畳して作成された連続した変調波の例を示す。この例では、搬送波の周波数は、２４．０５０ＧＨｚである。この変調波の振幅は、１．５Ｖである。この例では、変調方式は、振幅変調である。変調信号波の周波数は、３５０ＭＨｚであり、変調度は、０．５である。また、この波形の二点鎖線Ｐ２で囲んだ範囲内の波形の部分的な模式図を図１８（Ｂ）に示す。図１８（Ｂ）は、連続した変調波Ｆ２の部分的な模式図を示す。また図１４（Ｂ）は、この連続した変調波に係る周波数スペクトルを示す。この例では広い周波数成分を含まず、中心周波数２４．０５０を中心として直線状に立ち上がり、その左右に下側波帯（ＬＳＢ；Lower Side Band）および上側波帯（ＵＳＢ；Upper Side Band）を含む。電力は、中心周波数で、約８０ｄＢである。この例では、比帯域幅ＲＢＷは、０．０２９１である。

図１５（Ａ）では、図１４（Ａ）の例に対して周波数が異なっている変調波の例を示す。この例では、搬送波の周波数は、２４．２５０ＧＨｚである。この変調波の振幅は、１．５Ｖである。この例では、変調方式は、振幅変調である。変調信号波の周波数は、３５０ＭＨｚであり、変調度は、０．５である。また図１５（Ｂ）は、この連続した変調波に係る周波数スペクトルを示す。この例では広い周波数成分を含まず、中心周波数２４．２５０ＧＨｚを中心として直線状に立ち上がり、その左右に下側波帯（ＬＳＢ）および上側波帯（ＵＳＢ）を含む。電力は、中心周波数で、約８０ｄＢである。この例では、比帯域幅ＲＢＷは、０．０２８９である。

図１６（Ａ）では、オン期間ｔ_ＯＮとオフ期間ｔ_ＯＦＦとを繰り返す間欠的な変調波の例を示す。この例では、搬送波の周波数は、２４．１５０ＧＨｚである。この変調波の振幅は、１．５Ｖである。この例では、変調方式は、振幅変調である。信号波の周波数は、３５０ＭＨｚであり、変調度は、０．５である。この例では、搬送波のオン期間ｔ_ＯＮが、２０マイクロ秒で、搬送波のオフ期間ｔ_ＯＦＦが８０マイクロ秒の間欠的な変調波を示す。また図１６（Ｂ）は、この間欠的な変調波に係る周波数スペクトルを示す。この例では広い周波数成分を含まず、中心周波数２４．１５０ＧＨｚを中心として直線状に立ち上がり、その左右に下側波帯（ＬＳＢ）および上側波帯（ＵＳＢ）を含む。電力は、中心周波数で、約６０ｄＢである。この例では、比帯域幅ＲＢＷは、０．０２９０である。

図１１〜図１６に示されるように、脈波センサ４０−１，４０−２では、送信部６１，６４から発射される電波Ｅ１，Ｅ２は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されている。具体的には、比帯域幅ＲＢＷが０．０３以下に限定されている。このような電波Ｅ１，Ｅ２は、図１７（Ａ）に示した方形波（パルス波）のように広い周波数成分を含まない（図１７（Ｂ）参照）。これに応じて、被測定部位９１ｕ，９１ｄによって反射された電波Ｅ１′，Ｅ２′を受信する受信部６２，６３の出力も、方形波（パルス波）のような広い周波数成分を含まない。したがって、脈波検出部１０１，１０２が上記受信部６２，６３の出力に基づいて上記被測定部位９１ｕ，９１ｄを通る動脈の脈波を表す脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を検出する場合に、フーリエ変換等の複雑な信号処理を必要とせずに、高いＳ／Ｎ比の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を得ることができる。

（脈波信号の信号対ノイズ比に基づいて周波数を切り換えてシフトする方式）
図２０は、上述の図９のステップＳ１２で、送信部６１，６４が送信および受信を行いながら、周波数を切り換えて周波数シフトする制御の別のフローを示している。

図１９Ａは、血圧計１において、図２０のフローによる処理を行うためのプログラムによって実装されるブロック構成を示している。このブロック構成では、脈波センサ４０−１，４０−２に対応して、それぞれ第１の周波数制御部１０５，１０６が実装されている。

この例では、第１の周波数制御部１０５，１０６はそれぞれ、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を取得し、これらの取得したＳ／Ｎがそれぞれ基準値としての閾値α（この例では、予めα＝４０ｄＢに定められ、メモリ５１に記憶されている。）よりも大きいか否かを判断する。そして、第１の周波数制御部１０５，１０６はそれぞれ、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ≧αであれば、その周波数が適切であると判断する一方、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ＜αであれば、その周波数は不適切であると判断して、対応する送信部６１，６４に周波数を切り換えてシフトさせる制御を行う。

図２０のフローを用いて、例えば脈波センサ４０−１における第１の周波数制御部１０５による処理について説明する。

この例では、まず、図２０のステップＳ５１に示すように、第１の周波数制御部１０５は、周波数（ｆ_１），（ｆ_２），（ｆ_３），（ｆ_４）のうち、周波数（ｆ_１）を選択する。この選択に応じて、送信部６１は、周波数（ｆ_１）の電波を発射する。この結果、脈波検出部１０１が、上述の橈骨動脈９１の脈波を表す脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を取得する。

次に、図２０のステップＳ５２に示すように、第１の周波数制御部１０５は、脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を取得し、この取得したＳ／Ｎが基準値としての閾値αよりも大きいか否かを判断する。ここで、脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ≧αであれば（ステップＳ５２でＹＥＳ）、今回の周波数（ｆ_１）が適切であると判断して、メンインフロー（図９）へリターンする。

一方、図２０のステップＳ５２で脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ＜αであれば（ステップＳ５２でＮＯ）、ステップＳ５３に進んで、第１の周波数制御部１０５は、周波数（ｆ_１），（ｆ_２），（ｆ_３），（ｆ_４）のうち、周波数（ｆ_２）を選択する。この選択に応じて、送信部６１は、周波数（ｆ_２）の電波を発射する。この結果、脈波検出部１０１が、脈波信号ＰＳ１を取得する。

次に、図２０のステップＳ５４に示すように、第１の周波数制御部１０５が、脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を取得し、この取得したＳ／Ｎが閾値αよりも大きいか否かを判断する。ここで、脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ≧αであれば（ステップＳ５４でＹＥＳ）、今回の周波数（ｆ_２）が適切であると判断して、メンインフロー（図９）へリターンする。

一方、図２０のステップＳ５４で脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ＜αであれば（ステップＳ５４でＮＯ）、ステップＳ５５に進んで、第１の周波数制御部１０５が、周波数（ｆ_１），（ｆ_２），（ｆ_３），（ｆ_４）のうち、周波数（ｆ_３）を選択する。この選択に応じて、送信部６１は、周波数（ｆ_３）の電波を発射する。この結果、脈波検出部１０１が、脈波信号ＰＳ１を取得する。

次に、図２０のステップＳ５６に示すように、第１の周波数制御部１０５が、脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を取得し、この取得したＳ／Ｎが基準値としての閾値αよりも大きいか否かを判断する。ここで、脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ≧αであれば（ステップＳ５６でＹＥＳ）、今回の周波数（ｆ_３）が適切であると判断して、メンインフロー（図９）へリターンする。

一方、図２０のステップＳ５６で脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）がＳ／Ｎ＜αであれば（ステップＳ５６でＮＯ）、ステップＳ５７に進んで、第１の周波数制御部１０５が、周波数（ｆ_１），（ｆ_２），（ｆ_３），（ｆ_４）のうち、周波数（ｆ_４）を選択する。この選択に応じて、送信部６１は、周波数（ｆ_４）の電波を発射する。この結果、脈波検出部１０１が、脈波信号ＰＳ１を取得する。

次に、図２０のステップＳ５８に示すように、第１の周波数制御部１０５が、脈波信号ＰＳ１の信号対ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を取得し、この取得したＳ／Ｎが基準値としての閾値αよりも大きいか否かを判断する。ここで、Ｓ／Ｎ≧αであれば（ステップＳ５８でＹＥＳ）、今回の周波数が適切であると判断して、メンインフロー（図９）へリターンする。

一方、図２０のステップＳ５８で脈波信号ＰＳ１がＳ／Ｎ＜αであれば（ステップＳ５８でＮＯ）、ステップＳ５１に戻って処理を繰り返す。なお、図２０のステップＳ５１〜Ｓ５８の処理を予め定められた回数繰り返しても使用に適した周波数が見つからない場合、または、予め定められた期間が経過しても使用に適した周波数が見つからない場合は、この実施形態では、ＣＰＵ１００が表示器５０にエラー表示を行って、処理を終了する。これにより、複数の周波数（ｆ_１），（ｆ_２），（ｆ_３），（ｆ_４）の間で、使用に適した周波数を確実かつ迅速に決めることができる。

脈波センサ４０−２における第１の周波数制御部１０６によっても、図２０のフローと同様の処理が行われる。

このようにして、図２０のフローによって使用に適した周波数が選択されると、送信部６１，６４はそれぞれ選択された周波数の電波Ｅ１，Ｅ２を発射する。この結果、脈波検出部１０１，１０２は、高いＳ／Ｎ比の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を得ることができる。

（脈波信号の波形と基準波形との間の相互相関係数に基づいて周波数をシフトまたは掃引する方式）
図２１は、上述の図９のステップＳ１２で、送信部６１，６４が送信および受信を行いながら、脈波測定装置の脈波検出部１０１，１０２が時系列で出力する脈波信号の波形と基準波形との間の相互相関係数（符号ｒで表す。）に基づいて、周波数をシフトまたは掃引する別の制御のフローを示している。

図１９Ｂは、血圧計１において、図２１のフローによる処理を行うためのプログラムによって実装されるブロック構成を示している。このブロック構成では、第２の周波数制御部１０７，１０８が実装されている。

この例では、図１９Ｂに示した第２の周波数制御部１０７，１０８は、それぞれ脈波検出部１０１，１０２が時系列で出力する脈波信号の波形と予め定められた基準波形ＰＳ_ＲＥＦとの間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出する。そして、第２の周波数制御部１０７，１０８はそれぞれ、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ１（この例では、予めＴｈ１＝０．９９に定められ、メモリ５１に記憶されている。）を超えているか否か判断して、相互相関係数ｒが閾値Ｔｈ１以上であるように、送信部６１，６４に中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う。

この例では、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２３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。

基準波形ＰＳ_ＲＥＦとしては、予め、脈波検出部１０１，１０２が高いＳ／Ｎ比の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を正常に検出しているときの出力波形が設定されている。基準波形ＰＳ_ＲＥＦは、メモリ５１に記憶されている。

図２１のフローを用いて、例えば脈波センサ４０−１における第２の周波数制御部１０７による処理について説明する。

まず、図２１のステップＳ６１に示すように、送信部６１，６４が被測定部位へ帯域幅が限定された電波を発射する。これに伴って、ステップＳ６２に示すように、受信部６２，６３が被測定部位９１ｕ，９１ｄから電波を受信する。ステップＳ６３に進んで、脈波検出部１０１，１０２が脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を検出する。

次に、図２１のステップＳ６４に示すように、第２の周波数制御部１０７が、脈波測定装置の脈波検出部１０１，１０２が時系列で出力する脈波信号ＰＳ１の波形と基準波形ＰＳ_ＲＥＦとの間の相互相関係数ｒをリアルタイムで算出する。さらに、第２の周波数制御部１０７は、算出した相互相関係数ｒが予め定められた閾値Ｔｈ１（＝０．９９）を超えているか否か判断する（図２１のステップＳ６５）。ここで、周波数制御部１０５，１０６が算出した相互相関係数ｒのいずれかが閾値Ｔｈ１以下であれば（図２１のステップＳ６５でＮＯ）、それらの相互相関係数ｒがいずれも閾値Ｔｈ１を超えるまでステップＳ６１〜Ｓ６５の処理を繰り返す。そして、周波数制御部１０５，１０６が算出した相互相関係数ｒがいずれも閾値Ｔｈ１を超えたら（図２１のステップＳ６５でＹＥＳ）、周波数が適切であると判断して、メンインフロー（図９）へリターンする。

脈波センサ４０−２における第２の周波数制御部１０８によっても、図２１のフローと同様の処理が行われる。

このようにして、図２１のフローによって使用に適した周波数が選択されると、送信部６１，６４はそれぞれ選択された周波数の電波Ｅ１，Ｅ２を発射する。この例では、上記脈波検出部１０１，１０２の出力波形と上記基準波形ＰＳ_ＲＥＦとの相似性が高くなる。この結果、脈波検出部１０１，１０２は、高いＳ／Ｎ比の脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を得ることができる。

（第１の脈波信号の出力波形と第２の脈波信号の出力波形との間の相互相関係数に基づいて周波数をシフトまたは掃引する方式）
図２２は、上述の図９のステップＳ１２で、送信部６１，６４が送信および受信を行いながら、脈波検出部１０１が出力する脈波信号ＰＳ１の出力波形と脈波検出部１０２が出力する脈波信号ＰＳ２の出力波形との間の相互相関係数（符号ｒ′で表す。既述の相互相関係数ｒと同様に、図２３に示す式（Ｅｑ．１）によって定義される。）に基づいて、周波数をシフトまたは掃引する別の制御のフローを示している。

図１９Ｃは、血圧計１において、図２２のフローによる処理を行うためのプログラムによって実装されるブロック構成を示している。このブロック構成では、第３の周波数制御部１０９が実装されている。

この例では、第３の周波数制御部１０９は、脈波検出部１０１が出力する脈波信号ＰＳ１の出力波形と脈波検出部１０２が出力する脈波信号ＰＳ２の出力波形との間の相互相関係数ｒ′をリアルタイムで算出する。それとともに、算出した相互相関係数ｒ′が予め定められた閾値Ｔｈ２（この例では、予めＴｈ２＝０．９９に定められ、メモリ５１に記憶されている。）を超えているか否か判断して、相互相関係数ｒ′が予め定められた閾値以上であるように、送信部６１または６４に中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う。

まず、図２２のステップＳ７１に示すように、送信部６１，６４が被測定部位へ帯域幅が限定された電波を発射する。これに伴って、ステップＳ７２に示すように、受信部６２，６３が被測定部位９１ｕ，９１ｄから電波を受信する。ステップＳ７３に進んで、脈波検出部１０１，１０２が脈波信号ＰＳ１，ＰＳ２を検出する。

次に、図２２のステップＳ７４に示すように、第３の周波数制御部１０９が、脈波検出部１０１が出力する脈波信号ＰＳ１の出力波形と脈波検出部１０２が出力する脈波信号ＰＳ２の出力波形との間の相互相関係数ｒ′をリアルタイムで算出する。さらに、第３の周波数制御部１０９は、算出した相互相関係数ｒ′が予め定められた閾値Ｔｈ２（＝０．９９）を超えているか否か判断する（図２２のステップＳ７５）。ここで、相互相関係数ｒ′が閾値Ｔｈ２以下であれば（図２２のステップＳ７５でＮＯ）、相互相関係数ｒ′が閾値Ｔｈ２を超えるまでステップＳ７１〜Ｓ７５の処理を繰り返す。そして、相互相関係数ｒ′が閾値Ｔｈ２を超えたら（図２２のステップＳ７５でＹＥＳ）、周波数が適切であると判断して、メンインフロー（図９）へリターンする。

この例では、上記第１組の上記脈波検出部１０１の出力波形と上記第２組の脈波検出部１０２の出力波形との相似性が高くなり、脈波伝播時間（ＰＴＴ）の測定精度が向上する。

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、右手首や、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。

また、上述の実施形態では、血圧計１に搭載されたＣＰＵ１００が脈波検出部、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７Ｂ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、脈波検出部、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７Ｂ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。その場合、ユーザは、そのコンピュータ装置の操作部（タッチパネル、キーボード、マウスなど）によって血圧測定開始又は停止の指示などの操作を行い、そのコンピュータ装置の表示器（有機ＥＬディスプレイ、ＬＣＤなど）によ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させることができる。その場合、血圧計１では、表示器５０と操作部５２を省略してもよい。

また、本開示の一例では、脈波測定装置、または、血圧測定装置を含み、さらに他の機能を実行する機能部を含む機器を構成してもよい。この機器によれば、脈波を精度良く測定でき、または、血圧値を精度良く算出（推定）できる。その他、この機器は様々な機能を実行することができる。

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 押圧カフ
２３ 帯状体
４０ 送受信部
４０Ｅ 送受信アンテナ群
４０−１ 第１の脈波センサ
４０−２ 第２の脈波センサ
１００ ＣＰＵ
６１，６４ 送信部
６２，６３ 受信部
１０１，１０２ 脈波検出部
１０３ ＰＴＴ算出部
１０４ 第１の血圧算出部
１０５，１０６ 第１の周波数制御部
１０７，１０８ 第２の周波数制御部
１０９ 第３の周波数制御部

Claims (13)

1. 生体の被測定部位の脈波を測定する脈波測定装置であって、
   被測定部位へ向けて電波を発射する送信部と、
   上記被測定部位によって反射された電波を受信する受信部と、
   上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を検出する脈波検出部とを備え、
   上記送信部から発射される電波は、上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されていることを特徴とする脈波測定装置。
2. 請求項１の脈波測定装置において、
   上記送信部は、上記帯域幅が限定された上記電波を、間欠的に送信することを特徴とする脈波測定装置。
3. 請求項１または２に記載の脈波測定装置において、
   上記受信される信号の信号対ノイズ比を取得し、この取得した信号対ノイズ比が予め定められた基準値よりも大きくなるように、上記送信部に上記電波の中心周波数をシフトまたは掃引させる制御を行う第１の周波数制御部を備えたことを特徴とする脈波測定装置。
4. 請求項１または２に記載の脈波測定装置において、
   上記脈波検出部の出力波形と予め定められた基準波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う第２の周波数制御部を備えたことを特徴とする脈波測定装置。
5. 請求項１から４までのいずれか一つに記載の脈波測定装置において、
   上記被測定部位を取り巻いて装着されるベルトを備え、
   上記ベルトが上記被測定部位の外面を取り巻いて装着された装着状態で、上記被測定部位を通る動脈に対応するように、上記ベルトに上記送信部と上記受信部とが搭載されていることを特徴とする脈波測定装置。
6. 生体の被測定部位の血圧を測定する血圧測定装置であって、
   請求項１または２に記載の脈波測定装置を２組備え、
   上記２組におけるベルトは一体に構成され、
   上記２組のうち第１組の上記送信部と上記受信部は、第２組の上記送信部と上記受信部に対して、上記ベルトの幅方向に関して互いに離間して配置され、
   上記ベルトが上記被測定部位の外面を取り巻いて装着された装着状態で、上記第１組の上記送信部と上記受信部は上記被測定部位を通る動脈の上流側部分に対応する一方、上記第２組の上記送信部と上記受信部は上記動脈の下流側部分に対応するようになっており、
   上記２組においてそれぞれ、上記送信部が上記被測定部位へ向けて電波を発射するとともに、上記受信部が上記被測定部位によって反射された電波を受信し、
   上記２組においてそれぞれ、上記脈波検出部が、上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を取得し、
   上記２組の上記脈波検出部がそれぞれ取得した脈波信号の間の時間差を、脈波伝播時間として取得する時間差取得部と、
   脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記時間差取得部によって取得された脈波伝播時間に基づいて血圧値を算出する第１の血圧算出部と
   を備えたことを特徴とすることを特徴とする血圧測定装置。
7. 請求項６に記載の血圧測定装置において、
   上記２組においてそれぞれ、上記受信される信号の信号対ノイズ比を取得し、この取得した信号対ノイズ比が予め定められた基準値よりも大きくなるように、上記送信部に上記電波の中心周波数をシフトまたは掃引させる制御を行う第１の周波数制御部を備えたことを特徴とする血圧測定装置。
8. 請求項６または７に記載の血圧測定装置において、
   上記２組においてそれぞれ、上記脈波検出部の出力波形と予め定められた基準波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う第２の周波数制御部を備えたことを特徴とする血圧測定装置。
9. 請求項６から８までのいずれか一つに記載の血圧測定装置において、
   上記第１組の上記脈波検出部の出力波形と上記第２組の上記脈波検出部の出力波形との相互相関係数が予め定められた閾値以上であるように、上記第１組および／または上記第２組の上記送信部に上記電波の中心周波数（ｆ_０）をシフトまたは掃引させる制御を行う第３の周波数制御部を備えたことを特徴とする血圧測定装置。
10. 請求項６から９までのいずれか一つに記載の血圧測定装置において、
    上記ベルトに、上記被測定部位を圧迫するための流体袋が搭載され、
    上記流体袋に空気を供給して圧力を制御する圧力制御部と、
    上記流体袋内の圧力に基づいて、オシロメトリック法により血圧を算出する第２の血圧算出部とを備えたことを特徴とする血圧測定装置。
11. 請求項１から５までのいずれか一つに記載の脈波測定装置、または、請求項６から１０までのいずれか一つに記載の血圧測定装置を含むことを特徴とする機器。
12. 請求項５に記載の脈波測定装置を用いて生体の被測定部位の脈波を測定する脈波測定方法であって、
    上記被測定部位の外面を取り巻くようにベルトを装着して、送信部と受信部を上記被測定部位を通る動脈に対応させ、
    上記送信部によって、上記被測定部位へ向けて上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されている電波を発射するとともに、上記受信部によって、上記被測定部位によって反射された電波を受信し、
    上記脈波検出部によって、上記受信部の出力に基づいて、上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を検出することを特徴とする脈波測定方法。
13. 請求項６に記載の血圧測定装置を用いて生体の被測定部位の血圧を測定する血圧測定方法であって、
    上記被測定部位の外面を取り巻くように上記ベルトを装着して、上記２組のうち第１組の送信部と受信部は上記被測定部位を通る動脈の上流側部分に対応させる一方、第２組の送信部と受信部を上記動脈の下流側部分に対応させ、
    上記２組においてそれぞれ、上記送信部によって、上記被測定部位へ向けて上記電波の周波数が占める範囲を表す占有周波数帯域幅、または、上記占有周波数帯域幅を中心周波数（ｆ _０ ）で除した比帯域幅に関する指標によって帯域幅が限定されている電波を発射するとともに、上記受信部によって、上記被測定部位によって反射された電波を受信し、
    上記２組においてそれぞれ、上記受信部の出力に基づいて、上記脈波検出部によって上記被測定部位を通る動脈および／またはこの動脈に隣り合う組織の脈波を表す脈波信号を取得し、
    上記２組の上記脈波検出部がそれぞれ取得した脈波信号の間の時間差を、上記時間差取得部によって脈波伝播時間として取得し、
    脈波伝播時間と血圧との間の予め定められた対応式を用いて、上記時間差取得部によって取得された脈波伝播時間に基づいて、上記第１の血圧算出部によって血圧値を算出することを特徴とする血圧測定方法。

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