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CN111065321A - 脉搏波测量装置、血压测量装置、设备、脉搏波测量方法以及血压测量方法 - Google Patents

脉搏波测量装置、血压测量装置、设备、脉搏波测量方法以及血压测量方法 Download PDF

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CN111065321A
CN111065321A CN201880058307.3A CN201880058307A CN111065321A CN 111065321 A CN111065321 A CN 111065321A CN 201880058307 A CN201880058307 A CN 201880058307A CN 111065321 A CN111065321 A CN 111065321A
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CN
China
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pulse wave
blood pressure
frequency
unit
artery
Prior art date
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Application number
CN201880058307.3A
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English (en)
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小泽尚志
斋藤启介
镰田启吾
川端康大
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Omron Corp
Omron Healthcare Co Ltd
Original Assignee
Omron Corp
Omron Healthcare Co Ltd
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Publication date
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Abstract

本发明的脉搏波测量装置，包括：发送部(61、64)，向被测量部位发射电波(E1、E2)；接收部(62、63)，接收由被测量部位反射的电波(E1'、E2')；以及脉搏波检测部(101、102)，基于接收部(62、63)的输出，检测表示经过被测量部位的动脉(91)的脉搏波的脉搏波信号(PS1、PS2)。从发送部(61、64)发射的电波通过与预定带宽相关的指标被限制带宽。

Description

脉搏波测量装置、血压测量装置、设备、脉搏波测量方法以及 血压测量方法
技术领域
本发明涉及脉搏波测量装置，更详细而言，涉及一种为了测量脉搏波而向生物体的被测量部位发射电波或者接收来自上述被测量部位的电波的脉搏波测量装置。另外，本发明涉及一种包括这样的脉搏波测量装置的血压测量装置。另外，本发明涉及一种包括这样的血压测量装置的设备。另外，本发明涉及一种通过这样的脉搏波测量装置测量脉搏波的脉搏波测量方法以及通过这样的血压测量装置测量血压的血压测量方法。
背景技术
以往，作为此种脉搏波测量装置，例如如专利文献1(日本特许第5879407号说明书)中所公开那样，已知有包括与被测量部位对置的发送(发射)天线和接收天线，从上述发送天线向被测量部位(目标对象)发射电波(测量信号)，并由上述接收天线接收被该被测量部位反射的电波(反射信号)，来测量脉搏波。而且，作为照射于血管的电波(测量信号)使用了方波(脉冲波)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特许第5879407号说明书
发明内容
发明所要解决的课题
因此，如已知的那样，方波(脉冲波)包括高次的宽频率分量。因此，由被测量部位反射的反射信号也包括宽频率分量。因此，在为了检测血管直径的变化而分析该反射信号的情况下，分析反射信号中包含的宽频率分量。因此，存在为了得到充分高的S/N比，必须进行傅里叶变换等复杂的信号处理这样的问题。
因此，本发明的课题在于，提供一种不需要傅里叶变换等复杂的信号处理，就能够获得高的S/N比的脉搏波测量装置。另外，本发明的课题在于，提供一种包括这样的脉搏波测量装置的血压测量装置。另外，本发明的课题在于，提供一种包括这样的血压测量装置的设备。另外，本发明的课题在于，提供一种通过这样的脉搏波测量装置测量脉搏波的脉搏波测量方法，以及通过这样的血压测量装置测量血压的血压测量方法。
用于解决课题的手段
因此，在本公开的一例的传感器中，其特征在于，包括：
发送部，向被测量部位发射电波；
接收部，接收被上述被测量部位反射的电波；以及
脉搏波检测部，基于上述接收部的输出，检测表示经过上述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号，
从上述发送部发射的电波通过与预定带宽相关的指标被限制带宽。
在本说明书中，“被测量部位”除了可以是上肢(手腕、上臂等)或者像下肢(脚踝等)这样的棒状部位以外，还可以是躯干。
另外，“与动脉相邻的组织”是指在生物体中与上述动脉相邻并受到上述动脉的脉搏波(导致血管的扩张和收缩)的影响而周期性位移的部分。
另外，“与带宽相关的指标”是指，例如表示电波的频率所占有的范围的占有频率带宽，或者将上述占有频率带宽除以中心频率(f0)而得到的相对带宽(＝占有频率带宽/中心频率(f0))等。另外也可以是其他的与带宽相关的指标，并不限定于这些。
另外，作为“与带宽相关的指标”，在使用“相对带宽”的情况下，优选相对带宽是0.03以下。
在本公开的一例的脉搏波测量装置中，从发送部发射的电波由于其带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，因此不包括像方波这样的宽频率分量。与此相应地，接收由被测量部位反射的电波的接收部的输出也不包括像方波这样的宽频率分量。因此，在基于上述接收部的输出脉搏波检测部检测表示经过上述被测量部位的动脉和/或与动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号的情况下，不需要傅里叶变换等复杂的信号处理，就能够获得高的S/N比的脉搏波信号。即，能够高精度地获取脉搏波信号。
具体来说，在原理是捕捉随着血管直径的变化而产生的反射位置的变化进而产生反射波相位的变化的脉搏波测量装置中，当如现有技术这样使用带宽较宽的电波时，由于随着血管直径变化的相位变化量针对每个频率都不同，这些频率被叠加地接收，因此需要傅里叶变换等信号处理来检测血管直径的变化。另一方面，当如本发明这样使用带宽窄的电波时，由于能够容易地测量相位变化量而不用叠加相位变化量不同的频率，因此不需要傅里叶变换等信号处理。
在一实施方式的脉搏波测量装置中，其特征在于，上述发送部间歇性地发送被限制了上述带宽的上述电波。
由于脉搏波测量装置具有用于便携式电子设备的可能性，因此优选功耗低的装置。因此，在该一实施方式的脉搏波测量装置中，上述发送部间歇性地发送被限制了上述带宽的上述电波。随之，上述接收部间歇性地接收被上述被测量部位反射的上述电波。因此，与连续地发送以及接收的情况相比，发送部以及接收部的功耗降低，另外脉搏波检测部的功耗也降低。
在一实施方式的脉搏波测量装置中，其特征在于，包括：第一频率控制部，获取所接收的信号的信噪比，执行控制使上述发送部对上述电波的中心频率进行频移或者频扫，以使该获取的信噪比大于预定基准值。
在脉搏波测量装置的测量环境中，存在因生物体结构的个体差异(人体情况的个体差异)而产生的干涉的影响等。因此，存在在某种特定的频率下难以测量的情况。因此，在该一实施方式的脉搏波测量装置中，第一频率控制部获取上述接收的信号的信噪比，并执行控制使上述发送部对上述电波的频率进行频移或者频扫，以使该获取的信噪比大于预定基准值。因此，即使因生物体结构的个体差异而引起在某种特定的频率下难以测量，也能够使用对该频率进行频移或者频扫而得到的其他频率。其结果，能够高精度地获取脉搏波信号的可能性高。
在一实施方式的脉搏波测量装置中，其特征在于，包括：第二频率控制部，执行控制使上述发送部对上述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使上述脉搏波检测部的输出波形与预定基准波形之间的互相关系数在预定阈值以上。
此外，“互相关系数”是指样本相关系数(sample correlation coefficient)(也称为皮尔逊(Pearson)积矩相关系数)。例如，当给定由两组数值组成的数列{xi}、数列{yi}(这里，i＝1，2，…，n)时，数列{xi}与数列{yi}之间的互相关系数r由图23所示的公式(Eq.1)定义。在公式(Eq.1)中，带上划线的x，y分别表示x，y的平均值。
在该一实施方式的脉搏波测量装置中，预先将上述脉搏波检测部正常检测上述脉搏波信号时的输出波形设定为上述基准波形。在此，由于第二频率控制部执行控制使上述发送部对上述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使上述脉搏波检测部的输出波形与上述基准波形之间的互相关系数在预定阈值以上，因此上述脉搏波检测部得输出波形与上述基准波形之间的相似性变高。因此，能够高精度地获取脉搏波信号。
在一实施方式的脉搏波测量装置中，其特征在于，包括：
带，缠绕上述被测量部位而佩戴，
在上述带缠绕上述被测量部位的外表面而佩戴的佩戴状态下，以与经过上述被测量部位的动脉对应的方式，将上述发送部和上述接收部搭载于上述带。
在该一实施方式的脉搏波测量装置中，用户(包括受试者。以下同样)通过将上述带缠绕被测量部位而佩戴于上述被测量部位。由此，该脉搏波测量装置稳固地佩戴于上述被测量部位。在该佩戴状态下，上述发送部向被测量部位的动脉发射电波。上述接收部接收被上述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织反射的电波。上述脉搏波检测部基于上述接收部的输出，检测表示经过上述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号。因此，能够高精度地获取脉搏波信号。
在另一方面，本公开的一例的血压测量装置是测量生物体的被测量部位的血压的血压测量装置，其特征在于，
包括两组如上述脉搏波测量装置，
上述两组中的带一体地构成，
上述两组中，第一组的上述发送部和上述接收部在上述带的宽度方向上与第二组的上述发送部和上述接收部彼此隔开开地配置，
在上述带缠绕上述被测量部位的外表面而被佩戴的佩戴状态下，上述第一组的上述发送部和上述接收部与在上述被测量部位经过的动脉的上游侧部分对应，另一方面，上述第二组的上述发送部和上述接收部与上述动脉的下游侧部分对应，
在上述两组中的每组中，上述发送部向上述被测量部位发射电波，并且上述接收部接收被上述被测量部位反射的电波，
在上述两组中的每组中，基于上述接收部的输出，由上述脉搏波检测部获取表示经过上述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号，
上述血压测量装置包括：时间差获取部，获取上述两组的上述脉搏波检测部分别获取的脉搏波信号之间的时间差作为脉搏波传播时间；以及
第一血压计算部，使用脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式，基于由上述时间差获取部获取的脉搏波传播时间来计算血压值。
在本公开的一例的血压测量装置中，在上述佩戴状态下，上述时间差获取部能够高精度地获取上述两组的上述脉搏波检测部分别获取的脉搏波信号之间的时间差作为脉搏波传播时间(Pulse Transit Time；PTT)。因此，上述第一血压计算部能够高精度地计算(推定)上述血压值。
在一实施方式的血压测量装置中，其特征在于，包括：第一频率控制部，在上述两组中的每组中，获取所接收的信号的信噪比，执行控制使上述发送部对上述电波的中心频率进行频移或者频扫，以使该获取的信噪比大于预定基准值。
在该一实施方式的血压测量装置中，在上述两组中的每组中，即使因生物体结构的个体差异而引起在某种特定的频率下难以测量，也能够使用对该频率进行频移或者频扫而获得的其他的频率。其结果，能够高精度地检测脉搏波信号的可能性变高。
在一实施方式的血压测量装置中，其特征在于，包括：第二频率控制部，在上述两组中的每组中，执行控制使上述发送部对上述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使上述脉搏波检测部的输出波形与预定基准波形之间的互相关系数在预定阈值以上。
在该一实施方式的血压测量装置中，在上述两组中的每组中，上述脉搏波检测部的输出波形与上述基准波形之间的相似性变高，脉搏波传播时间(PTT)的测量精度提高。
在一实施方式的血压测量装置中，其特征在于，包括：第三频率控制部，执行控制使上述第一组的上述发送部或者上述第二组的上述发送部对上述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使上述第一组的上述脉搏波检测部的输出波形与上述第二组的上述脉搏波检测部的输出波形之间的互相关系数在预定阈值以上。
在该一实施方式的血压测量装置中，上述第一组的上述脉搏波检测部的输出波形与上述第二组的上述脉搏波检测部的输出波形之间的相似性变高，脉搏波传播时间(PTT)的测量精度提高。
在一实施方式的血压测量装置中，其特征在于，
在上述带上搭载有用于压迫上述被测量部位的流体袋；
上述血压测量装置包括：
向上述流体袋供给空气并控制压力的压力控制部；以及
基于上述流体袋内的压力通过示波法计算血压的第二血压计算部。
在该一实施方式的血压测量装置中，能使用共用的带进行基于脉搏波传播时间(PTT)的血压测量(推定)以及基于示波法的血压测量。因此，用户的便利性提高。另外，使用精度低但能够连续地测量的PTT方式(基于脉搏波传播时间的血压测量)来捕捉血压的急剧上升，以该血压的急剧上升为触发，能够开始通过更准确的示波法的测量。
在另一方面，在本公开的一例的设备中，其特征在于，包括：上述脉搏波测量装置或者上述血压测量装置。
本公开的一例的设备包括上述脉搏波测量装置或者上述血压测量装置，并可以包括执行其他功能的功能部。根据该设备，能够高精度地测量脉搏波，或者能够高精度地计算(推定)血压值。此外，该设备能够执行各种功能。
另一方面，本公开的一例的脉搏波测量方法是使用上述脉搏波测量装置测量生物体的被测量部位的脉搏波的脉搏波测量方法，其特征在于，
将带以缠绕上述被测量部位的外表面的方式佩戴，使发送部和接收部与经过上述被测量部位的动脉对应，
由上述发送部向上述被测量部位发射电波，该电波的带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，并且由上述接收部接收被上述被测量部位反射的电波，
基于上述接收部的输出，由上述脉搏波检测部检测表示经过上述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号。
根据本公开的一例的脉搏波测量方法，从发送部发射的电波由于其带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，因此不包括像方波这样的宽频率分量。与此相应地，接收被被测量部位反射的电波的接收部的输出也不包括像方波这样的宽频率分量。因此，不需要傅里叶变换等复杂的信号处理，就能够得到较高的信噪比(S/N比)的脉搏波信号。即，能够高精度地获取脉搏波信号。
在另一方面，本公开的一例的血压测量方法是使用上述血压测量装置来测量生物体的被测量部位的血压的血压测量方法，其特征在于，
将上述带以缠绕上述被测量部位的外表面的方式佩戴上述，上述两组中，使第一组的发送部和接收部与在上述被测量部位经过的动脉的上游侧部分对应，另一方面，使第二组的发送部和接收部与上述动脉的下游侧部分对应，
在上述两组中的每组中，由上述发送部向上述被测量部位发射电波，该电波的带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，并且由上述接收部接收被上述被测量部位反射的电波，
在上述两组中的每组中，基于上述接收部的输出，由上述脉搏波检测部获取表示经过上述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号，
由上述时间差获取部获取上述两组的上述脉搏波检测部分别获取的脉搏波信号之间的时间差作为脉搏波传播时间，
使用脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式，基于由上述时间差获取部获取的脉搏波传播时间，由上述第一血压计算部计算血压值。
根据该血压测量方法，能够高精度地获取上述脉搏波传播时间(PTT)，因此能够高精度地计算(推定)上述血压值。
发明效果
通过以上所述可以明确，根据本发明的脉搏波测量装置以及脉搏波测量方法，不需要傅里叶变换等复杂的信号处理，就能够获取高的S/N比。另外，根据本发明的血压测量装置以及血压测量方法，能够高精度地计算(推定)血压值。另外，根据本发明的设备，能够高精度地获取脉搏波信号，或者能够高精度地计算(推定)血压值，进一步地，能够执行其他各种功能。
附图说明
图1是示出本发明的脉搏波测量装置以及血压测量装置的一实施方式的腕式血压计的外观的立体图。
图2是示意性地示出在上述血压计佩戴于左手腕的状态下与手腕的长度方向垂直的剖面的图。
图3是示出在上述血压计佩戴于左手腕的状态下构成第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器的收发天线组的平面布局的图。
图4是示出上述血压计的控制系统的整体的模块结构的框图。
图5是示出上述血压计的控制系统的局部且功能性的模块结构的框图。
图6中的(A)是示意性地示出在上述血压计佩戴于左手腕的状态下的、沿着手腕的长度方向的剖面的图。图6中的(B)是示出第一脉搏波传感器和第二脉搏波传感器分别输出的第一脉搏波信号和第二脉搏波信号的波形的图。
图7A是示出在上述血压计中，通过用于进行示波法的程序来安装的模块结构的框图。
图7B是示出上述血压计进行基于示波法的血压测量时的动作流程的图。
图8是示出根据图9的动作流程的袖带压力和脉搏波信号的变化的图。
图9是示出本发明的一实施方式的脉搏波测量方法以及血压测量方法的动作流程，并且上述血压计执行脉搏波测量来获取脉搏波传播时间(Pulse Transit Time；PTT)，并进行基于该脉搏波传播时间的血压测量(推定)的图。
图10中的(A)是示出向被测量部位发射被限制了带宽的电波，并从被测量部位接收电波的动作流程的图。图10中的(B)是对中心频率(f0)进行频移或者频扫的动作流程的图。图10中的(C)是间歇性地发送的动作流程的图。
图11中的(A)是示出频率为24.050GHz的正弦波的波形的图。图11中的(B)是正弦波(频率为24.050GHz)的频谱图。
图12中的(A)是示出频率为24.250GHz的正弦波的波形的图。图12中的(B)是正弦波(频率为24.250GHz)的频谱图。
图13中的(A)是示出正弦波频率为24.250GHz的间歇性正弦波的波形的图。图13中的(B)是间歇性正弦波的频谱图。
图14中的(A)是示出载波频率为24.050GHz的连续调制波的波形的图。图14中的(B)是连续调制波的频谱图。
图15中的(A)是示出载波频率为24.250GHz的移频调制波的波形的图。图15中的(B)是移频调制波的频谱图。
图16中的(A)是示出载波频率为24.150GHz的间歇性调制波的波形的图。图16中的(B)是间歇性调制波的频谱图。
图17中的(A)是示出脉冲波的波形的图。图17中的(B)是脉冲波的频谱图。
图18中的(A)是图13中的(A)的间歇性正弦波的局部放大图。图18中的(B)是图14中的(A)的连续调制波的局部放大图。
图19A是示出根据图20的动作流程执行切换频率并进行频移的实施方式的模块结构的图。
图19B是示出基于图21的动作流程的脉搏波信号的波形与基准波形之间的互相关系数，对频率进行频移或者频扫的实施方式的结构的框图。
图19C是示出基于图22动作流程的第一脉搏波信号的输出波形与第二脉搏波信号的输出波形之间的互相关系数，对频率进行频移或者频扫的实施方式的结构的框图。
图20是基于脉搏波信号的信噪比来切换频率并进行频移的动作流程的图。
图21是基于脉搏波信号的波形与基准波形之间的互相关系数，对频率进行频移或者频扫的动作流程的图。
图22是基于第一脉搏波信号的输出波形与第二脉搏波信号的输出波形之间的互相关系数，对频率进行频移或者频扫的动作流程的图。
图23是例示出表示数列{xi}与数列{yi}之间的互相关系数r的公式的图。
具体实施方式
以下，参照附图详细说明本公开的一例的实施方式。
(血压计的构成)
图1示出了从斜向观察本公开的一例的脉搏波测量装置以及血压测量装置所涉及的一实施方式的腕式血压计(以符号1表示整体)的外观。另外，图2示意性地示出了血压计1佩戴于作为被测量部位的左手腕90的状态(以下称为“佩戴状态”)下，与左手腕90的长度方向垂直的剖面。
如这些图所示，该血压计1大致包括：带20，缠绕用户的左手腕90而佩戴；以及主体10，一体地安装到该带20上。该血压计1整体上构成为与包括两组脉搏波测量装置的血压测量装置相对应。
从图1可知，带20具有细长带状的形状，以沿着周向缠绕左手腕90，并具有与左手腕90接触的内周面20a以及与该内周面20a相反的一侧的外周面20b。在该例子中，带20的宽度方向Y上的尺寸(宽度尺寸)设定为约30mm。
在该例子中，主体10通过一体成形而与带20中的周向上的一端部20e一体地设置。需要说明的是，带20和主体10也可以分开形成，并且主体10可以借助接合构件(例如铰链等)一体地安装到带20上。在该例子中预先设定：配置有主体10的部位在佩戴状态下对应于左手腕90的背侧面(手背侧的面)90b(参考图2)。在图2中，示出了在左手腕90内经过作为外表面的手掌侧面(手掌侧的面)90a附近的桡动脉91。
从图1可知，主体10具有在垂直于带20的外周面20b的方向上具有厚度的立体形状。该主体10较小且较薄地形成，以免干扰用户的日常活动。在该例子中，主体10具有从带20向外凸起的四棱锥台状的轮廓。
在主体10的顶面(距被测量部位最远侧的面)10a设置有构成显示画面的显示器50。另外，沿着主体10的侧面(图1中左手前侧的侧面)10f，设置有用于输入来自用户的指示的操作部52。
在带20中的在周向上的一端部20e和另一端部20f之间的部位设置有构成第一脉搏波传感器、第二脉搏波传感器的收发部40。在带20中的配置有收发部40的部位的内周面20a搭载有在带20的宽度方向Y上彼此隔开的四个收发天线41～44(将这些整体称为“收发天线组”，并使用符号40E来表示)(稍后将详细描述)。在该例子中，预先设定：在带20的长度方向X上配置有收发天线组40E的部位在佩戴状态下对应于左手腕90的桡动脉91(参考图2)。
如图1所示，主体10的底面(最靠近被测量部位侧的面)10b与带20的端部20f借助三折带扣24连接。该带扣24包括配置在外周侧的第一板状构件25和配置在内周侧的第二板状构件26。第一板状构件25的一端部25e经由沿宽度方向Y延伸的连杆27可转动自如地安装于主体10。第一板状构件25的另一端部25f经由沿宽度方向Y延伸的连杆28可转动自如地安装在第二板状构件26的一端部26e。第二板状构件26的另一端部26f借助固定部29固定到带20的端部20f附近。需要说明的是，在带20的长度方向X(在佩戴状态下，相当于左手腕90的周向。)上固定部29的安装位置根据用户的左手腕90的周长被预先可变地设定。由此，该血压计1(带20)整体构成为大致环状，并且主体10的底面10b和带20的端部20f能够借助带扣24沿箭头B方向开闭。
将该血压计1佩戴于左手腕90时，在打开带扣24而增大带20的环的直径的状态下，用户将左手沿着图1中箭头A所示的方向伸入到带20中。然后，如图2所示，用户调节左手腕90周围的带20的角度位置，使得带20的收发部40位于经过左手腕90的桡动脉91上。由此，收发部40的收发天线组40E处于抵接在左手腕90的掌侧面90a中的与桡动脉91对应的部分90a1的状态。在该状态下，用户将带扣24闭合并进行固定。通过上述方式，用户将血压计1(带20)佩戴于左手腕90。
如图2所示，在该例子中，带20包括构成外周面20b的带状体23、以及沿着该带状体23的内周面安装的作为按压构件的按压袖带21。带状体23由塑料材料(在该例中为有机硅树脂)构成，在该例子中，在厚度方向Z上具有挠性，并且在长度方向X(相当于左手腕90的周向)上几乎不可伸缩(实际上为非伸缩性)。在该例子中，就按压袖带21而言，通过将两个可伸缩的聚氨酯片材在厚度方向Z上对置并将它们的周缘部熔接而构成为流体袋。在按压袖带21(带20)的内周面20a中的与左手腕90的桡动脉91对应的部位，如已描述那样配置有收发部40的收发天线组40E。
在该例子中，如图3所示，在佩戴状态下，收发部40的收发天线组40E处于与左手腕90的桡动脉91对应并大致沿着左手腕90的长度方向(相当于带20的宽度方向Y)彼此间隔排列的状态。在该例子中，收发天线组40E包括：在宽度方向Y上配置在该收发天线组40E占有的范围内的两侧的发送天线41、44、以及配置在这些发送天线41、44之间的接收天线42、43。发送天线41和接收来自该发送天线41的电波的接收天线42构成第一组收发天线对(41、42)(用括号表示天线对。以下相同。)。另外，发送天线44和接收来自该发送天线44的电波的接收天线43构成第二组收发天线对(44、43)。在该配置中，发送天线41比发送天线44更靠近接收天线42。另外，发送天线44比发送天线41更靠近接收天线43。因此，能够减少第一组收发天线对(41、42)与第二组收发天线对(44、43)之间的干扰。需要说明的是，如该例子所示，天线的排列顺序不限定于发送天线、接收天线、接收天线、发送天线的顺序，还可以是接收天线、发送天线、发送天线、接收天线的顺序。
在该例子中，一条发送天线或者接收天线在面方向(在图3中，是指沿着左手腕90的外周面的方向)上，具有横纵均为3mm的正方形的形状(将该面方向的形状称为“图案形状”。)，以便能发射或者接收24GHz频段的频率的电波。在该例子中，在带20的宽度方向Y上，将第一组中的发送天线41的中心与接收天线42的中心之间的距离设定在5mm～10mm的范围内。同样地，在该例子中，在带20的宽度方向Y上，将第二组中的发送天线44的中心与接收天线43的中心之间的距离设定在5mm～10mm的范围内。另外，在该例子中，在带20的宽度方向Y上，将第一组收发天线对(41、42)的中央与第二组收发天线对(44、43)的中央之间的距离D(参考图6)设定为20mm。该距离D相当于第一组收发天线对(41、42)与第二组收发天线对(44、43)之间的实质上的间隔。需要说明的是，距离D等的长度是一个例子，根据血压计的大小等，只要适当地选择最适的长度即可。
另外，如图2中所示，在该例子中，在厚度方向Z上，收发天线组40E以依次层叠有安装在带20上的用于发射或者接收电波的导体层401、在沿着导体层401的与左手腕90相对的一侧的面上安装的电介质层402而构成(在每个发送天线、接收天线中为相同的结构)。在该例子中，虽然将电介质层402的图案形状设定为与导体层401的图案形状相同，但也可以不同。在收发天线组40E佩戴于左手腕90上的佩戴状态下，电介质层402作为垫层发挥作用，将左手腕90的手掌侧面90a与导体层401之间的距离(厚度方向Z的距离)保持为恒定。
在该例子中，导体层401由金属(例如铜等)制成。在该例子中，电介质层402由聚碳酸酯制成。
这样的收发天线组40E能够沿着左手腕90的外周面扁平地构成。因此，在该血压计1中，能够使带20整体较薄地构成。在该例子中，导体层401的厚度被设定为30μm，另外，电介质层402的厚度被设定为2mm。
图4示出了血压计1的控制系统的整体的模块结构的框图。在血压计1的主体10中，除了上述的显示器50、操作部52之外，还搭载有作为控制部的CPU(Central ProcessingUnit：中央处理单元)100、作为存储部的存储器51、通信部59、压力传感器31、泵32、阀33、将来自压力传感器31的输出转换为频率的振荡电路310、以及驱动泵32的泵驱动电路320。进一步地，在收发部40中，除了上述的收发天线组40E之外，还搭载有由CPU100控制的收发电路组45。
在该例子中，显示器50由有机EL(Electro Luminescence：电致发光)显示器构成，并且根据来自CPU100的控制信号，显示血压测量结果等与血压测量相关的信息、以及其他的信息。需要说明的是，显示器50不限于有机EL显示器，例如也可以由LCD(Liquid CristalDisplay：液晶显示器)等其他类型的显示器构成。
在该例子中，操作部52由按压式开关构成，将与用户进行的血压测量开始或停止的指示相应的操作信号输入到CPU100。需要说明的是，操作部52不限于按压式开关，例如也可以是压感式(电阻式)或接近式(静电电容式)的触摸面板式开关等。另外，还可以包括未图示的麦克风，以便通过用户的语音来输入血压测量开始的指示。
存储器51非临时性地存储用于控制血压计1的程序数据、用于控制血压计1所使用的数据、用于设定血压计1的各种功能的设定数据、以及血压值的测量结果的数据等。另外，存储器51在执行程序时还用作工作存储器等。
CPU100根据存储在存储器51中的用于控制血压计1的程序，作为控制部执行各种功能。例如，当执行基于示波法的血压测量时，CPU100响应于来自操作部52的血压测量开始的指示，基于来自压力传感器31的信号来进行驱动泵32(以及阀33)的控制。另外，在该例子中，CPU100基于来自压力传感器31的信号，进行计算血压值的控制。
通信部59由CPU100控制，将规定信息经由网络900发送到外部的装置，或者经由网络900接收来自外部装置的信息并将该信息传递到CPU100。该经由网络900的通信可以是无线或有线的。在该实施方式中，网络900是互联网，但不限于此，也可以是诸如医院内LAN(Local Area Network：局域网)的其他种类的网络，也可以是使用了USB线缆等一对一的通信。该通信部59可以包括微型USB连接器。
泵32以及阀33经由空气配管39、另外、压力传感器31经由空气配管38分别与按压袖带21连接。需要说明的是，空气配管39、38可以是共用的一根配管。压力传感器31经由空气配管38来检测按压袖带21内的压力。在该例子中，泵32由压电泵构成，为了对按压袖带21内的压力(袖带压力)进行加压，通过空气配管39向按压袖带21供给作为加压用的流体的空气。阀33搭载于泵32，成为随着泵32的开/闭而被控制开闭的结构。即，阀33在泵32开启时关闭，将空气封入到按压袖带21内，另一方面，阀33在泵32关闭时打开，使按压袖带21的空气经由空气配管39向大气中排出。需要说明的是，阀33具有逆止阀的功能，排出的空气不会逆流。泵驱动电路320基于从CPU100给出的控制信号来驱动泵32。
压力传感器31是压阻式压力传感器，压力传感器31通过空气配管38来检测带20(按压袖带21)的压力，在该例子中，检测以大气压作为基准(零)的压力，并输出为时间序列的信号。振荡电路310基于因来自压力传感器31的压阻效应而引起的电阻变化的电信号值而振荡，并将具有与压力传感器31的电信号值对应的频率的频率信号输出到CPU100。在该例子中，压力传感器31的输出用于控制按压袖带21的压力，以及用于基于示波法计算血压值(包括收缩压(Systolic Blood Pressure；SBP)和舒张压(Diastolic Blood Pressure；DBP))。
电池53向搭载于主体10上的元件供电，在该例子中，电池53向CPU100、压力传感器31、泵32、阀33、显示器50、存储器51、通信部59、振荡电路310、泵驱动电路320的各元件供电。另外，电池53还通过配线71向收发部40的收发电路组45供电。该配线71与信号用配线72一起以被夹在带20的带状体23与按压袖带21之间的状态，沿着带20的长度方向X延伸设置在主体10和收发部40之间。
收发部40的收发电路组45包括：分别与发送天线41、44连接的发送电路46、49；以及分别与接收天线42、43连接的接收电路47、48。其中，发送天线41和发送电路46构成发送部61，另外，发送天线44和发送电路49构成发送部64。接收天线42和接收电路47构成接收部62，另外，接收天线43和接收电路48构成接收部63。如图5所示，在该例子中，发送部61、64，在其动作时，分别通过发送天线41、44发射24GHz频段的频率的电波E1、E2。接收部62、63分别通过接收天线42、43接收由作为被测量部位的左手腕90(更准确来说，与桡动脉91和/或与该桡动脉91相邻的组织对应的部分)反射的电波E1′、E2′，并进行检波以及放大。以下简单来说，反射的电波E1′、E2′是由桡动脉91反射的电波。
如后面详细叙述的那样，图5中所示的脉搏波检测部101、102分别基于接收部62、63的输出，获取表示在左手腕90经过的桡动脉91的脉搏波的脉搏波信号PS1、脉搏波信号PS2。进一步地，作为时间差获取部的PTT计算部103获取两组脉搏波检测部101、102所分别获取的脉搏波信号PS1与脉搏波信号PS2之间的时间差作为脉搏波传播时间(PulseTransit Time；PTT)。另外，第一血压计算部104使用脉搏波传播时间与血压之间的预定的对应公式，并基于由PTT计算部103获取的脉搏波传播时间来计算血压值。这里，脉搏波检测部101、脉搏波检测部102、PTT计算部103、以及第一血压计算部104通过CPU100执行规定的程序来实现。发送部61、接收部62、以及脉搏波检测部101构成作为第一组脉搏波测量装置的第一脉搏波传感器40-1。发送部64、接收部63、以及脉搏波检测部102构成作为第二组脉搏波测量装置的第二脉搏波传感器40-2。
如图6(A)中所示，在佩戴状态下，在左手腕90的长度方向(相当于带20的宽度方向Y)上，第一组收发天线对(41、42)与在左手腕90经过的桡动脉91的上游侧部分91u对应，另一方面，第二组收发天线对(44、43)与桡动脉91的下游侧部分91d对应。由第一组收发天线对(41、42)获取的信号表示在桡动脉91的上游侧部分91u与第一组收发天线对(41、42)之间的伴随着脉搏波(引起血管的扩张和收缩)的距离的变化。由第二组收发天线对(44、43)获取的信号表示在桡动脉91的下游侧部分91d与第二组收发天线对(44、43)之间的伴随着脉搏波的距离的变化。第一脉搏波传感器40-1的脉搏波检测部101、第二脉搏波传感器40-2的脉搏波检测部102分别基于接收电路47、48的输出，分别以时间序列输出如图6(B)中所示的具有山形波形的第一脉搏波信号PS1、第二脉搏波信号PS2。
在该例子中，接收天线42、43的接收电平约为1μW(与1mW相对的分贝值为-30dBm)左右。接收电路47、48的输出电平约为1伏特左右。另外，第一脉搏波信号PS1、第二脉搏波信号PS2各自的峰值A1、A2约为100mV～1伏特左右。
需要说明的是，桡动脉91的血流的脉搏波传播速度(Pulse Wave Velocity；PWV)在1000cm/s～2000cm/s的范围内时，则由于第一脉搏波传感器40-1与第二脉搏波传感器40-2之间的实质上的间隔D＝20mm，因此第一脉搏波信号PS1、第二脉搏波信号PS2之间的时间差Δt在1.0ms～2.0ms的范围内。
在上面的例子中，虽然对收发天线对是两组的情况进行了说明，但收发天线对也可以是三组以上。
(基于示波法的血压测量的构成以及动作)
图7A示出了在血压计1中，通过用于进行示波法的程序安装的模块结构。
在该模块结构中，大致安装有压力控制部201、第二血压计算部204、输出部205。
进一步地，压力控制部201包括压力检测部202以及泵驱动部203。压力检测部202对通过振荡电路310从压力传感器31输入的频率信号进行处理，并进行用于检测按压袖带21内的压力(袖带压力)的处理。泵驱动部203基于检测出的袖带压力Pc(参考图8)，通过泵驱动电路320进行用于驱动泵32和阀33的处理。由此，压力控制部201以规定的加压速度向按压袖带21供给空气来控制压力。
第二血压计算部204获取袖带压力Pc中包含的动脉容积的变动分量作为脉搏波信号Pm(参考图8)，并基于获取的脉搏波信号Pm，通过示波法应用公知的算法来进行计算血压值(收缩压SBP和舒张压DBP)的处理。当血压值的计算完成时，第二血压计算部204使泵驱动部203的处理停止。
在该例子中，输出部205进行用于将计算出的血压值(收缩压SBP和舒张压DBP)显示在显示器50上的处理。
图7B示出了血压计1进行基于示波法的血压测量时的动作流程(血压测量方法的流程)。血压计1的带20以缠绕左手腕90的方式预先佩戴。
当用户通过设置在主体10上的作为操作部52的按压式开关来指示基于示波法的血压测量时(步骤1)，CPU100开始动作以初始化处理用存储器区域(步骤S2)。另外，CPU100通过泵驱动电路320来关停泵32，并打开阀33以排出按压袖带21内的空气。接着，进行将压力传感器31的当前时刻的输出值设定为与大气压相当的值(调整为0mmHg)的控制。
接着，CPU100作为压力控制部201的泵驱动部203发挥作用并进行如下控制：关闭阀33，然后，通过泵驱动电路320驱动泵32，将空气送到按压袖带21。由此，使按压袖带21膨胀并且对袖带压力Pc(参考图8)逐渐加压，逐渐压迫作为被测量部位的左手腕90(图7B的步骤S3)。
在该加压过程中，为了计算血压值，CPU100作为压力控制部201的压力检测部202发挥作用，通过压力传感器31来监测袖带压力Pc，并获取在左手腕90的桡动脉91中产生的动脉容积的变动分量作为如图8所示的脉搏波信号Pm。
接下来，在图7B的步骤S4中，CPU100作为第二血压计算部发挥作用，基于在该时刻获取的脉搏波信号Pm，基于示波法并应用公知的算法尝试计算血压值(收缩压SBP和舒张压DBP)。
在该时刻，在由于数据不足而尚不能计算血压值时(步骤S5中的“否”)，只要袖带压力Pc没有达到上限压力(为了安全起见，例如预定为300mmHg)，就反复进行步骤S3～S5的处理。
这样，一旦能够计算出血压值时(步骤S5中的“是”)，CPU100执行如下控制：停止泵32并打开阀33，以排出按压袖带21内的空气(步骤S6)。最后，CPU100作为输出部205发挥作用，将血压值的测量结果显示在显示器50上，并记录到存储器51中(步骤S7)。
需要说明的是，血压值的计算不限于在加压过程中进行，还可以在减压过程中进行。
(基于脉搏波传播时间的血压测量的动作)
图9是本公开的一例的一实施方式的脉搏波测量方法以及血压测量方法的动作流程，血压计1进行脉搏波测量来获取脉搏波传播时间(Pulse Transit Time；PTT)，并进行基于该脉搏波传播时间的血压测量(推定)。血压计1的带20以缠绕左手腕90的方式预先佩戴。
当用户通过设置在主体10上的作为操作部52的按压式开关来指示基于PTT的血压测量时，CPU100开始动作。即，CPU100执行如下控制：关闭阀33，并通过泵驱动电路320驱动泵32，将空气送到按压袖带21，使按压袖带21膨胀并且将袖带压力Pc(参考图6(A))加压到预定的值(图9的步骤S11)。在该例子中，为了减轻用户的身体负担，保持在足以使带20与左手腕90紧贴的程度的加压(例如为5mmHg左右)。由此，使收发天线组40E与左手腕90的手掌侧面90a可靠地抵接，并使手掌侧面90a与收发天线组40E之间不产生空隙。需要说明的是，可以省略该步骤S11。
此时，如图6(A)中所示，在第一脉搏波传感器40-1、第二脉搏波传感器40-2中的每一个中，收发天线组40E的电介质层402(的第二面402b)与左手腕90的手掌侧面90a抵接。因此，在第一脉搏波传感器40-1、第二脉搏波传感器40-2中的每一个中，左手腕90的手掌侧面90a与导体层401相对，电介质层402使左手腕90的手掌侧面90a与导体层401之间的距离(厚度方向的距离)保持恒定。另外，如上所述，在左手腕90的长度方向(相当于带20的宽度方向Y)上，第一组收发天线对(41、42)与在左手腕90经过的桡动脉91的上游侧部分91u对应，另一方面第二组收发天线对(44、43)与桡动脉91的下游侧部分91d对应。
接下来，在该佩戴状态下，如图9的步骤S12所示，CPU100在图5中所示的第一脉搏波传感器40-1和第二脉搏波传感器40-2中分别进行发送以及接收的控制。具体来说，如图6(A)中所示，在第一脉搏波传感器40-1中，发送电路46通过发送天线41，即通过电介质层402(或者存在于该电介质层402的侧方的空隙)，从导体层401向桡动脉91的上游侧部分91u发射电波E1。随之，接收电路47通过接收天线42即通过电介质层402(或者存在于该电介质层402的侧方的空隙)而由导体层401接收被桡动脉91的上游侧部分91u反射的电波E1′，并进行检波以及放大。另外，在第二脉搏波传感器40-2中，发送电路49通过发送天线44即通过电介质层402(或者存在于该电介质层402的侧方的空隙)，从导体层401向桡动脉91的下游侧部分91d发射电波E2。随之，接收电路48通过接收天线43即通过电介质层402(或者存在于该电介质层402的侧方的空隙)而由导体层401接收被桡动脉91的下游侧部分91d反射的电波E2′，并进行检波以及放大。在该例子中，通过与预定带宽相关的指标来限制在第一脉搏波传感器40-1中发射的电波E1以及在第二脉搏波传感器40-2中发射的电波E2的带宽(针对带宽，稍后将详细描述。)。
接下来，如图9的步骤S13所示，在图5中所示的第一脉搏波传感器40-1和第二脉搏波传感器40-2中的每一个中，CPU100作为脉搏波检测部101、102发挥作用，获取如图6(B)中所示的脉搏波信号PS1、PS2。即，在第一脉搏波传感器40-1中，CPU100作为脉搏波检测部101发挥作用，根据接收电路47的血管扩张期的输出以及血管收缩期的输出来获取表示桡动脉91的上游侧部分91u的脉搏波的脉搏波信号PS1。另外，在第二脉搏波传感器40-2中，CPU100作为脉搏波检测部102发挥作用，根据接收电路48的血管扩张期的输出以及血管收缩期的输出来获取表示桡动脉91的下游侧部分91d的脉搏波的脉搏波信号PS2。
接下来，如图9的步骤S14所示，CPU100作为时间差获取部的PTT计算部103发挥作用，获取脉搏波信号PS1与脉搏波信号PS2之间的时间差作为脉搏波传播时间(PTT)。更加具体来说，在该例子中，获取图6(B)中所示的第一脉搏波信号PS1的峰值A1与第二脉搏波信号PS2的峰值A2之间的时间差Δt作为脉搏波传播时间(PTT)。
然后，如图9的步骤S15所示，CPU100作为第一血压计算部发挥作用，使用脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式Eq，基于在步骤S14获取的脉搏波传播时间(PTT)来计算(推定)血压。这里，当将脉搏波传播时间表示为DT、血压表示为EBP时，脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式Eq例如为
EBP＝α/DT2+β…(Eq.1)
(但是，α、β分别表示已知的系数或常数。)
所示的作为包括1/DT2项的公知的分数函数而提供(例如，参考日本特开平10-201724号公报)。需要说明的是，作为脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式Eq，还可以使用其他的公式，如下式所示：
EBP＝α/DT2+β/DT+γDT+δ…(Eq.2)
(但是，α、β、γ、δ分别表示已知的系数或常数。)
除了1/DT2项之外，还可以使用包括1/DT项和DT项的公式等公知的其他的对应公式。
当通过上述方式计算(推定)血压时，如上所述，在第一脉搏波传感器40-1、第二脉搏波传感器40-2中的每一个中，电介质层402使左手腕90的手掌侧面90a与导体层401之间的距离保持恒定。另外，由于电介质层402介于左手腕90的手掌侧面90a与导体层401之间，因此很难受到生物体的介电常数的变化(生物体的相对介电常数在5～40左右的范围内变化)的影响。另外，由于能够在左手腕90的手掌侧面90a与导体层401之间隔着间距，因此与导体层401直接接触左手腕90的手掌侧面90a的情况相比，能够在左手腕90的手掌侧面90a上扩大照射电波的范围(面积)。因此，即使导体层401的佩戴位置从桡动脉91的正上方略微偏移，也能够稳定地接收在桡动脉91处反射的信号。从这些结果可知，由接收电路47、48分别接收的信号电平稳定，能够高精度地获取作为生物体信息的脉搏波信号PS1、PS2。其结果，能够高精度地获取脉搏波传播时间(PTT)，因此，能够高精度地计算(推定)血压值。需要说明的是，将血压值的测量结果显示在显示器50上，并记录到存储器51中。
在该例子中，如果在图9的步骤S16中没有通过作为操作部52的按压式开关指示测量停止(步骤S16中的“否”)，则每当根据脉搏波输入第一脉搏波信号PS1和第二脉搏波信号PS2时周期性地重复脉搏波传播时间(PTT)的计算(图9的步骤S14)以及血压的计算(推定)(图9的步骤S15)。CPU100在显示器50上更新并显示血压值的测量结果，并且将血压值的测量结果积累并记录到存储器51中。然后，在图9的步骤S16中，如果指示了测量停止(步骤S16中的“是”)，则结束测量动作。
根据该血压计1，通过基于该脉搏波传播时间(PTT)的血压测量，能够在用户的身体负担轻的状态下，长时间连续地测量血压。
另外，根据该血压计1，能够使用共用的带20，在一体的装置中进行基于脉搏波传播时间的血压测量(推定)以及基于示波法的血压测量。因此，能够提高用户的便利性。例如，一般来说，在进行基于脉搏波传播时间(PTT)的血压测量(推定)的情况下，需要适当地进行脉搏波传播时间与血压之间的对应公式Eq的校正(在上面的例子中，进行基于实际测量的脉搏波传播时间和血压值的系数α、β等值的更新)。这里，根据该血压计1，能够用相同的设备进行基于示波法的血压测量，并基于该结果能够进行对应公式Eq的校正，因此能够提高用户的便利性。另外，能够以精度低但能够连续地测量的PTT方式(基于脉搏波传播时间的血压测量)来捕捉血压的急剧上升，并将该血压的急剧上升作为触发，开始更准确的示波法的测量。
(在第一脉搏波传感器40-1、第二脉搏波传感器40-2中发射的电波E1、E2的带宽)
假设在上述的第一脉搏波传感器40-1、第二脉搏波传感器40-2中发射的电波E1、E2包括如方波(脉冲波)这样的高次的宽频率分量，则接收的电波E1′、E2′也包括高次的宽频率分量。因此，产生脉搏波检测部101、102必须进行傅里叶变换等复杂的信号处理这样的问题。
因此，在该血压计1中，在上述图9中的进行发送以及接收的步骤S12中，进行图10(A)的动作流程。具体来说，如步骤S21所示，发送部61、64分别向桡动脉91的上游侧部分91u、下游侧部分91d(以下，称为“被测量部位91u、91d”。)发射电波E1、E2，该电波E1、E2被与预定带宽相关的指标限制了带宽。另外，进入到步骤22，接收部62、63从被测量部位接收被限制了带宽的电波E1′、E2′。然后，返回到主流程(图9)。这里，在该例子中，“与带宽相关的指标”是指表示电波的频率所占有的范围的占有频率带宽，或者是指将上述占有频率带宽除以中心频率(f0)而得到的相对带宽(＝占有频率带宽/中心频率(f0))等。另外，作为“与带宽相关的指标”，在使用“相对带宽”(用符号RBW表示)的情况下，优选相对带宽RBW为0.03以下。
在该血压计1中，从发送部61、64发射的电波E1、E2由于其带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，因此不包括像方波这样的宽频率分量。与此相应地，接收由被测量部位91u、91d反射的电波E1′、E2′的接收部62、63的输出也不包括像方波这样的宽频率分量。因此，在脉搏波检测部101、102基于上述接收部62、63的输出来检测表示上述被测量部位91u、91d的脉搏波的脉搏波信号PS1、PS2的情况下，不需要傅里叶变换等复杂信号处理，就能够获取高的S/N比的脉搏波信号PS1、PS2。即，能够高精度地获取脉搏波信号PS1、PS2。需要说明的是，图17(A)所示的脉冲状的方波(在该例子中，中心频率10kHz)包括图17(B)所示的宽频率分量(在该例子中，相对带宽为0.4。)。
在计算S/N比时，作为信号(S)，使用佩戴于人体(在该例子中，左手腕90)而发送电波时的脉搏波信号PS1、PS2的振幅或者标准偏差。作为噪声(N)，使用佩戴于人体但未发送电波时的脉搏波信号PS1、PS2的振幅或者标准偏差，或者使用未佩戴于人体而发送了电波时的脉搏波信号PS1、PS2的振幅或者标准偏差。
这里，如图5所示，在该血压计1中，包括第一脉搏波传感器40-1以及第二脉搏波传感器40-2。然而，第一脉搏波传感器40-1或者第二脉搏波传感器40-2可以单独地构成脉搏波传感器。以下将第一脉搏波传感器40-1和第二脉搏波传感器40-2总称为“脉搏波传感器40-1、40-2”。
通过与上述预定带宽相关的指标而被限制了带宽的电波E1、E2例如是如图11(A)、12(A)所示的无调制连续波(Continuous Wave；CW)。典型来说，这里包括正弦波。
(连续的正弦波的例子)
在图11(A)的例子中，正弦波的频率是24.050GHz。该正弦波的振幅是1.0V。图11(B)表示该例子的频谱。在该例子中，不包括宽频率分量，并以中心频率为24.050GHz呈直线状上升。功率约为80dB。在该例子中，相对带宽RBW在理论上为0。
在该例子中，在图10(A)的步骤S21中，发送部61、64向被测量部位91u、91d连续地发射被限制了带宽的电波E1、E2。在步骤S22中，接收部62从被测量部位连续地接收电波E1′、E2′。
在图12(A)中，示出了相对于图11(A)的例子频率不同的正弦波的例子。在该例子中，正弦波的频率是24.250GHz。该正弦波的振幅是1.0V。另外，图12(B)示出该例子的频谱。在该例子中，不包括宽频率分量，并以中心频率24.250GHz呈直线状上升。功率约为80dB。在该例子中，相对带宽RBW在理论上为0。
在该例子中，尤其在上述图9中进行发送以及接收的步骤S12中，进行图10(B)的动作流程。具体来说，如步骤S31所示，发送部61、64向被测量部位91u、91d发射被限制了带宽的电波E1、E2。另外，进入到步骤S32，发送部61对电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫。进入到步骤S33，接收部62从被测量部位接收电波E1′、E2′。然后，返回到主流程(图9)。这里，发送部61、64将中心频率(f0)从24.050GHz频移或者频扫200MHz到24.250GHz。需要说明的是，在像这样进行频移或者频扫的情况下，例如，脉搏波传感器40-1、40-2对脉搏波信号PS1、PS2进行10秒的测量，如果脉搏波信号PS1、PS2的S/N比小于预定阈值(为α)，则发送部61、64向下一个候补频率频移或者频扫(稍后将描述)。
在该例子中，上述发送部61、64对被限制了上述带宽的上述电波E1、E2的中心频率(f0)进行频移或者频扫。因此，即使由于人体结构的个体差异而难以在某个特定的频率下进行测量，也能够使用对该频率进行频移或者频扫而得到的其他的频率。其结果，能够高精度地获取脉搏波信号PS1、PS2的可能性较高。
(间歇性正弦波的例子)
在图13(A)中，示出了在开始期间tON和结束期间tOFF之间重复的间歇性正弦波的例子。在该例子中，正弦波的频率是24.250GHz。该正弦波的振幅是1.0V。在该例子中，示出了正弦波的开始期间tON是20微秒，正弦波的结束期间tOFF是80微秒的间歇性正弦波。另外，在图18(A)示出该波形的以双点划线P1包围的范围内的波形的局部示意图。图18(A)是结束期间tOFF之后变为开始期间tON的间歇性正弦波F1的局部示意图。另外，图13(B)示出该间歇性正弦波的例子的频谱。在该例子中，不包括宽频率分量，以中心频率24.250GHz为中心呈对称的三角形状上升。在中心频率处的功率约为60dB。在该例子中，相对带宽RBW是0.00004。
在该例子中，尤其在上述图9中的进行发送以及接收的步骤12中，进行图10(C)的动作流程。具体来说，如步骤S41所示，发送部61、64向被测量部位91u、91d间歇性地发射被限制了带宽的电波E1、E2。另外，进入到步骤S42，接收部62、63从被测量部位间歇性地接收电波E1′、E2′。然后，返回到主流程(图9)。
在该例子中，上述发送部61、64间歇性地发送被限制了上述带宽的上述电波E1、E2。随之，上述接收部62、63间歇性地接收被上述被测量部位91u、91d反射的上述电波E1′、E2′。因此，与连续地发送以及接收的情况相比，发送部61、64以及接收部62、63的功耗降低，另外，脉搏波检测部101、102的功耗也降低。这里，例如与在连续地发送的情况下该降低的功耗为155.1mWh相比，在间歇性地(例如，占空比为1％)发送的情况下该降低的功耗降低到6.5mWh。
(调制波的例子)
在图14(A)中，示出了将调制信号波叠加在载波上而生成的连续调制波的例子。在该例子中，载波的频率是24.050GHz。该调制波的振幅是1.5V。在该例子中，调制方式是振幅调制。调制信号波的频率是350MHz，调制度是0.5。另外，在图18(B)示出该波形的以双点划线P2包围的范围内的波形的局部示意图。图18(B)示出连续调制波F2的局部示意图。另外，图14(B)示出了该连续调制波的频谱。在该例子中，不包括宽频率分量，以中心频率24.050作为中心呈直线状上升，在其左右包括下边带(LSB；Lower Side Band)以及上边带(USB；Upper Side Band)。在中心频率处的功率约为80dB。在该例子中，相对带宽RBW为0.0291。
在图15(A)中，示出了与图14(A)的例子频率不同的调制波的例子。在该例子中，载波的频率是24.250GHz。该调制波的振幅是1.5V。在该例子中，调制方式是振幅调制。调制信号波的频率是350MHz，调制度是0.5。另外，图15(B)示出了该连续调制波的频谱。在该例子中，不包括宽频率分量，以中心频率24.250GHz作为中心呈直线状地上升，其左右包括下边带(LSB)以及上边带(USB)。在中心频率处的功率约为80dB。在该例子中，相对带宽RBW是0.0289。
在图16(A)中，示出了在开始期间tON和结束期间tOFF之间重复的间歇性调制波的例子。在该例子中，载波的频率是24.150GHz。该调制波的振幅是1.5V。在该例子中，调制方式是振幅调制。信号波的频率是350MHz，调制度是0.5。在该例子中，示出了载波的开始期间tON是20微秒，载波的结束期间tOFF是80微秒的间歇性调制波。另外，图16(B)示出了该间歇性调制波的频谱。在该例子中，不包括宽频率分量，以中心频率24.150GHz作为中心呈直线状上升，其左右包括下边带(LSB)以及上边带(USB)。在中心频率处的功率约为60dB。在该例子中，相对带宽RBW是0.0290。
如图11～图16所示，在脉搏波传感器40-1、40-2中，从发送部61、64发射的电波E1、E2通过与预定带宽相关的指标而被限制带宽。具体来说，相对带宽RBW被限制在0.03以下。这样的电波E1、E2不包括如图17(A)所示的方波(脉冲波)这样的宽频率分量(参考图17(B))。与此相应地，接收由被测量部位91u、91d反射的电波E1′、E2′的接收部62、63的输出也不包括如方波(脉冲波)这样的宽频率分量。因此，在脉搏波检测部101、102基于上述接收部62、63的输出来检测表示经过上述被测量部位91u、91d的动脉的脉搏波的脉搏波信号PS1、PS2的情况下，不需要傅里叶变换等复杂的信号处理，就能够获得高的S/N比的脉搏波信号PS1、PS2。
(基于脉搏波信号的信噪比来切换频率并进行频移的方式)
图20示出了在上述的图9的步骤S12中发送部61、64进行发送以及接收、同时切换频率并进行频移的控制的其他流程。
图19A示出了在血压计1中由用于根据图20中的流程执行处理的程序来实现的模块结构。在该模块结构中，与脉搏波传感器40-1、40-2对应地分别安装有第一频率控制部105、106。
在该例子中，第一频率控制部105、106分别获取脉搏波信号PS1、PS2的信噪比(S/N)，判断这些获取的S/N是否分别大于作为基准值的阈值α(在该例子中，预先确定α＝40dB，并存储在存储器51中)。然后，如果脉搏波信号PS1、PS2的信噪比(S/N)为S/N≥α，则第一频率控制部105、106分别判断该频率合适，另一方面，如果脉搏波信号PS1、PS2的信噪比(S/N)为S/N＜α，则第一频率控制部105、106分别判断该频率不合适，并执行控制以使对应的发送部61、64切换频率并进行频移。
使用图20的流程，对例如基于脉搏波传感器40-1中的第一频率控制部105的处理进行说明。
在该例子中，首先，如图20的步骤S51所示，第一频率控制部105在频率(f1)、(f2)、(f3)、(f4)中选择频率(f1)。根据该选择，发送部61发射频率(f1)的电波。其结果，脉搏波检测部101获取表示上述桡动脉91的脉搏波的脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)。
接下来，如图20的步骤S52所示，第一频率控制部105获取脉搏波信号PS1、PS2的信噪比(S/N)，并判断该获取的S/N是否大于作为基准值的阈值α。这里，如果脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)为S/N≥α(步骤S52中的“是”)，则判断这次的频率(f1)合适，返回到主流程(图9)。
另一方面，如果在图20的步骤S52中脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)为S/N＜α(步骤S52中的“否”)，则进入到步骤S53，第一频率控制部105在频率(f1)、(f2)、(f3)、(f4)中选择频率(f2)。根据该选择，发送部61发射频率(f2)的电波。其结果，脉搏波检测部101获取脉搏波信号PS1。
接下来，如图20的步骤S54所示，第一频率控制部105获取脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)，并判断该获取的S/N是否大于阈值α。这里，如果脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)为S/N≥α(步骤S54中的“是”)，则判断这次的频率(f2)合适，返回到主流程(图9)。
另一方面，如果在图20的步骤S54中脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)为S/N＜α(步骤S54中的“否”)，则进入到步骤S55，第一频率控制部105在频率(f1)、(f2)、(f3)、(f4)中选择频率(f3)。根据该选择，发送部61发射频率(f3)的电波。其结果，脉搏波检测部101获取脉搏波信号PS1。
接下来，如图20的步骤S56所示，第一频率控制部105获取脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)，并判断该获取的S/N是否大于作为基准值的阈值α。这里，如果脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)为S/N≥α(步骤S56中的“是”)，则判断这次的频率(f3)合适，返回到主流程(图9)。
另一方面，如果在图20的步骤S56中脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)为S/N＜α(步骤S56中的“否”)，则进入到步骤S57，第一频率控制部105在频率(f1)、(f2)、(f3)、(f4)中选择频率(f4)。根据该选择，发送部61发射频率(f4)的电波。其结果，脉搏波检测部101获取脉搏波信号PS1。
接下来，如图20的步骤S58所示，第一频率控制部105获取脉搏波信号PS1的信噪比(S/N)，并判断该获取的S/N是否大于作为基准值的阈值α。这里，如果S/N≥α(步骤S58中的“是”)，则判断这次的频率合适，则返回主流程(图9)。
另一方面，如果在图20的步骤S58中脉搏波信号PS1为S/N＜α(步骤S58中的“否”)，则返回到步骤S51并进行重复处理。需要说明的是，当即使重复预定次数的图20的步骤S51～S58的处理仍未找到适合使用的频率的情况下，或者在即使经过预定期间仍未找到适合使用的频率的情况下，在该实施方式中，CPU100在显示器50上进行错误显示，并结束处理。由此，能够在多个频率(f1)、(f2)、(f3)、(f4)之间可靠且迅速地确定适合使用的频率。
脉搏波传感器40-2中的第一频率控制部106也进行与图20的流程同样的处理。
通过这样的方式，当根据图20的流程选择适合使用的频率时，发送部61、64分别发射选择的频率的电波E1、E2。其结果，脉搏波检测部101、102能够获取高的S/N比的脉搏波信号PS1、PS2。
(基于脉搏波信号的波形与基准波形之间的互相关系数对频率进行频移或者频扫的方式)
图21示出了在上述的图9的步骤S12中，发送部61、64进行发送以及接收，同时基于脉搏波测量装置的脉搏波检测部101、102以时间序列输出的脉搏波信号的波形与基准波形之间的互相关系数(用符号r表示)，对频率进行频移或者频扫的其他的控制的流程。
图19B示出了在血压计1中，由基于图21的流程而执行的处理程序来实现的模块结构。在该模块结构中，安装有第二频率控制部107、108。
在该例子中，图19B所示的第二频率控制部107、108分别实时计算脉搏波检测部101、102以时间序列输出的脉搏波信号的波形与预定基准波形PSREF之间的互相关系数r。然后，第二频率控制部107、108分别判断计算出的互相关系数r是否超过预定阈值Th1(在该例子中，预先确定Th1＝0.99，并存储在存储器51中)，并执行控制使发送部61、64对中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使互相关系数r在阈值Th1以上。
在该例子中，当给定由两组数值组成的数列{xi}、数列{yi}(这里，i＝1，2，…，n。)时，数列{xi}与数列{yi}之间的互相关系数r由图23所示的公式(Eq.1)定义。在公式(Eq.1)中，带上划线的x，y分别表示x，y的平均值。
作为基准波形PSREF，预先设定有脉搏波检测部101、102正常检测高的S/N比的脉搏波信号PS1、PS2时的输出波形。基准波形PSREF被存储在存储器51中。
使用图21的流程，对例如基于脉搏波传感器40-1中的第二频率控制部107的处理进行说明。
首先，如图21的步骤S61所示，发送部61、64向被测量部位发射被限制了带宽的电波。随之，如步骤S62所示，接收部62、63从被测量部位91u、91d接收电波。进入到步骤S63，脉搏波检测部101、102检测脉搏波信号PS1、PS2。
接下来，如图21的步骤S64所示，第二频率控制部107实时计算脉搏波测量装置的脉搏波检测部101、102以时间序列输出的脉搏波信号PS1的波形与基准波形PSREF之间的互相关系数r。进一步地，第二频率控制部107判断计算出的互相关系数r是否超过预定的阈值Th1(＝0.99)(图21的步骤S65)。这里，如果频率控制部105、106计算出的互相关系数r中的任意一个在阈值Th1以下(图21的步骤S65中的“否”)，则重复步骤S61～S65的处理直到这些互相关系数r均超过阈值Th1为止。然后，如果频率控制部105、106计算出的互相关系数r均超过阈值Th1(图21的步骤S65中的“是”)，则判断频率合适，返回到主流程(图9)。
脉搏波传感器40-2中的第二频率控制部108也进行与图21的流程同样的处理。
通过这样的方式，如果根据图21的流程选择适合使用的频率，则发送部61、64分别发射选择的频率的电波E1、E2。在该例子中，上述脉搏波检测部101、102的输出波形与上述基准波形PSREF的相似性变高。其结果，脉搏波检测部101、102能够获得较高的S/N比的脉搏波信号PS1、PS2。
(基于第一脉搏波信号的输出波形与第二脉搏波信号的输出波形之间的互相关系数对频率进行频移或者频扫的方式)
图22示出了在上述的图9的步骤S12中，发送部61、64进行发送以及接收，同时基于脉搏波检测部101输出的脉搏波信号PS1的输出波形与脉搏波检测部102输出的脉搏波信号PS2的输出波形之间的互相关系数(用符号r′表示。与上述的互相关系数r同样地，由图23所示的公式(Eq.1)定义。)，对频率进行频移或者频扫的其他的控制的流程。
图19C示出了在血压计1中，由基于图22的流程执行的处理程序来实现的模块结构。在该模块结构中，安装有第三频率控制部109。
在该例子中，第三频率控制部109实时计算脉搏波检测部101输出的脉搏波信号PS1的输出波形与脉搏波检测部102输出的脉搏波信号PS2的输出波形之间的互相关系数r′。随之，判断计算出的互相关系数r′是否超过预定的阈值Th2(在该例子中，预先确定Th2＝0.99，并存储在存储器51中)，并执行控制使发送部61或者发送部64对中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使互相关系数r′在预定的阈值以上。
首先，如图22的步骤S71所示，发送部61、64向被测量部位发射被限制了带宽的电波。随之，如步骤S72所示，接收部62、63从被测量部位91u、91d接收电波。进入到步骤S73，脉搏波检测部101、102检测脉搏波信号PS1、PS2。
接下来，如图22的步骤S74所示，第三频率控制部109实时计算脉搏波检测部101输出的脉搏波信号PS1的输出波形与脉搏波检测部102输出的脉搏波信号PS2的输出波形之间的互相关系数r′。进一步地，第三频率控制部109判断计算出的互相关系数r′是否超过预定阈值Th2(＝0.99)(图22的步骤S75)。这里，如果互相关系数r′在阈值Th2以下(图22的步骤S75中的“否”)，则重复步骤S71～S75的处理直到互相关系数r′超过阈值Th2为止。然后，如果互相关系数r′超过阈值Th2(图22的步骤S75中的“是”)，则判断频率合适，返回到主流程(图9)。
在该例子中，上述第一组脉搏波检测部101的输出波形与上述第二组脉搏波检测部102的输出波形的相似性变高，脉搏波传播时间(PTT)的测量精度提高。
另外，在上述实施方式中，血压计1预定佩戴于作为被测量部位的左手腕90上。然而，本发明不限于此。被测量部位可以是右手腕或除了手腕之外的上臂等上肢，或者可以是脚踝、大腿等下肢，只要有动脉经过即可。
另外，在上述的实施方式中，搭载在血压计1上的CPU100作为脉搏波检测部、第一血压计算部和第二血压计算部发挥作用，执行基于示波法的血压测量(图7B的动作流程)以及基于PTT的血压测量(推定)(图9的动作流程)。然而，本发明不限于此。例如，还可以将设置在血压计1的外部的智能手机等实质上的计算机装置作为脉搏波检测部、第一血压计算部和第二血压计算部发挥作用，并通过网络900使血压计1执行基于示波法的血压测量(图7B的动作流程)以及基于PTT的血压测量(推定)(图9的动作流程)。在该情况下，用户能够通过该计算机装置的操作部(触摸面板、键盘、鼠标等)进行血压测量开始或者停止的指示等操作，能够通过该计算机装置的显示器(有机EL显示器、LCD等)显示与血压测量結果等血压测量相关的信息、其他的信息。在该情况下，在血压计1中，可以省略显示器50和操作部52。
另外，在本公开的一例中，构成了包括脉搏波测量装置、或者血压测量装置的设备，也可以构成为还包括执行其他功能的功能部的设备。根据该设备，能够高精度地测量脉搏波，或者能够高精度地计算(推定)血压值。此外，该设备能够执行各种功能。
以上实施方式是示例性的，并且在不脱离本发明的范围的情况下可以进行各种变形。上述多个实施方式可以分别单独成立，也可以组合上述多个实施方式。另外，不同实施方式中的各种特征可以分别单独成立，也可以组合不同实施方式中的特征。
附图标记的说明
1 血压计
10 主体
20 带
21 按压袖带
23 带状体
40 收发部
40E 收发天线组
40-1 第一脉搏波传感器
40-2 第二脉搏波传感器
100 CPU
61、64 发送部
62、63 接收部
101、102 脉搏波检测部
103 PTT计算部
104 第一血压计算部
105、106 第一频率控制部
107、108 第二频率控制部
109 第三频率控制部

Claims (13)

1.一种脉搏波测量装置，测量生物体的被测量部位的脉搏波，其特征在于，包括：
发送部，向被测量部位发射电波；
接收部，接收被所述被测量部位反射的电波；以及
脉搏波检测部，基于所述接收部的输出，检测表示经过所述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号，
从所述发送部发射的电波通过与预定带宽相关的指标被限制带宽。
2.如权利要求1所述的脉搏波测量装置，其特征在于，
所述发送部间歇性地发送被限制了所述带宽的所述电波。
3.如权利要求1或2所述的脉搏波测量装置，其特征在于，包括：
第一频率控制部，获取所接收的信号的信噪比，执行控制使所述发送部对所述电波的中心频率进行频移或者频扫，以使该获取的信噪比大于预定基准值。
4.如权利要求1或2所述的脉搏波测量装置，其特征在于，包括：
第二频率控制部，执行控制使所述发送部对所述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使所述脉搏波检测部的输出波形与预定基准波形之间的互相关系数在预定阈值以上。
5.如权利要求1至4中任一项所述的脉搏波测量装置，其特征在于，
包括缠绕所述被测量部位而佩戴的带，
在所述带缠绕所述被测量部位的外表面而佩戴的佩戴状态下，以与经过所述被测量部位的动脉对应的方式，将所述发送部和所述接收部搭载于所述带。
6.一种血压测量装置，测量生物体的被测量部位的血压，其特征在于，
包括两组如权利要求1或者2所述的脉搏波测量装置，
所述两组中的带一体地构成，
所述两组中，第一组的所述发送部和所述接收部在所述带的宽度方向上与第二组的所述发送部和所述接收部彼此间隔开地配置，
在所述带缠绕所述被测量部位的外表面而被佩戴的佩戴状态下，所述第一组的所述发送部和所述接收部与在所述被测量部位经过的动脉的上游侧部分对应，另一方面，所述第二组的所述发送部和所述接收部与所述动脉的下游侧部分对应，
在所述两组中的每组中，所述发送部向所述被测量部位发射电波，并且，所述接收部接收被所述被测量部位反射的电波，
在所述两组中的每组中，基于所述接收部的输出，由所述脉搏波检测部获取表示经过所述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号，
所述血压测量装置包括：
时间差获取部，获取所述两组的所述脉搏波检测部分别获取的脉搏波信号之间的时间差作为脉搏波传播时间；以及
第一血压计算部，使用脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式，基于由所述时间差获取部获取的脉搏波传播时间来计算血压值。
7.如权利要求6所述的血压测量装置，其特征在于，包括：
第一频率控制部，在所述两组中的每组中，获取所接收的信号的信噪比，执行控制使所述发送部对所述电波的中心频率进行频移或频扫，以使该获取的信噪比大于预定基准值。
8.如权利要求6或7所述的血压测量装置，其特征在于，包括：
第二频率控制部，在所述两组中的每组中，执行控制使所述发送部对所述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使所述脉搏波检测部的输出波形与预定基准波形之间的互相关系数在预定阈值以上。
9.如权利要求6至8中任一项所述的血压测量装置，其特征在于，包括：
第三频率控制部，执行控制使所述第一组的所述发送部和/或所述第二组的所述发送部对所述电波的中心频率(f0)进行频移或者频扫，以使所述第一组的述脉搏波检测部的输出波形与所述第二组的所述脉搏波检测部的输出波形之间的互相关系数在预定阈值以上。
10.如权利要求6至9中任一项所述的血压测量装置，其特征在于，在所述带上搭载有用于压迫所述被测量部位的流体袋；
所述血压测量装置包括：
压力控制部，向所述流体袋供给空气以控制压力；以及
第二血压计算部，基于所述流体袋内的压力通过示波法计算血压。
11.一种设备，其特征在于，
包括权利要求1至5中任一项所述的脉搏波测量装置，或者，包括权利要求6至10中任一项所述的血压测量装置。
12.一种脉搏波测量方法，使用权利要求5所述的脉搏波测量装置来测量生物体的被测量部位的脉搏波，其特征在于，
将带以缠绕所述被测量部位的外表面的方式佩戴，使发送部和接收部与经过所述被测量部位的动脉对应，
由所述发送部向所述被测量部位发射电波，该电波的带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，并由所述接收部接收被所述被测量部位反射的电波，
基于所述接收部的输出，由所述脉搏波检测部检测表示经过所述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号。
13.一种血压测量方法，使用权利要求6所述的血压测量装置来测量生物体的被测量部位的血压，其特征在于，
将所述带以缠绕所述被测量部位的外表面的方式佩戴，所述两组中，使第一组的发送部和接收部与在所述被测量部位经过的动脉的上游侧部分对应，另一方面，使第二组的发送部和接收部与所述动脉的下游侧部分对应，
在所述两组中的每组中，由所述发送部向所述被测量部位发射电波，该电波的带宽受到与预定带宽相关的指标的限制，并由所述接收部接收被所述被测量部位反射的电波，
在所述两组中的每组中，基于所述接收部的输出，由所述脉搏波检测部获取表示经过所述被测量部位的动脉和/或与该动脉相邻的组织的脉搏波的脉搏波信号，
由所述时间差获取部获取所述两组的所述脉搏波检测部分别获取的脉搏波信号之间的时间差作为脉搏波传播时间，
使用脉搏波传播时间与血压之间的预定对应公式，基于由所述时间差获取部获取的脉搏波传播时间，由所述第一血压计算部计算血压值。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2024109467A1 (zh) * 2022-11-25 2024-05-30 华为技术有限公司 用于脉搏波测量的设备、方法、介质和程序产品

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7202599B2 (ja) * 2018-08-27 2023-01-12 国立大学法人岩手大学 血圧測定装置、車両装置、及び血圧測定プログラム
JP7269788B2 (ja) * 2019-04-26 2023-05-09 東レプラスチック精工株式会社 ミリ波を遮蔽する熱可塑性樹脂炭素繊維複合材および遮蔽部材
JP2021016431A (ja) * 2019-07-17 2021-02-15 オムロン株式会社 脈波測定装置および測定方法、血圧測定装置

Citations (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DK129967B (da) * 1968-08-30 1974-12-09 Hoffmann La Roche Apparat til at opfange ultralydsignaler med en i det mindste til åbningen og lukningen af en arterie i det indre af et levende legeme under en trykmanchet horende, af Dopplereffekt forårsaget frekvens- og faseafvigelse.
US20020077536A1 (en) * 1991-03-07 2002-06-20 Diab Mohamed K. Signal processing apparatus
US20030032869A1 (en) * 2001-07-09 2003-02-13 Hiroyuki Muramatsu Blood rheology measuring apparatus
US20080039731A1 (en) * 2005-08-22 2008-02-14 Massachusetts Institute Of Technology Wearable Pulse Wave Velocity Blood Pressure Sensor and Methods of Calibration Thereof
JP2008125595A (ja) * 2006-11-17 2008-06-05 Matsushita Electric Works Ltd 生体情報検出装置、睡眠環境制御システムおよび生体情報検出方法
US20100240992A1 (en) * 2009-03-23 2010-09-23 Imsonic Medical, Inc. Method and apparatus for an automatic ultrasound imaging system
US20110069738A1 (en) * 2008-05-27 2011-03-24 Panasonic Electric Works Co., Ltd Reception device
CN102697487A (zh) * 2012-05-11 2012-10-03 香港应用科技研究院有限公司 使用光调制测量生理数据的系统和方法
US20130023776A1 (en) * 2009-12-28 2013-01-24 Gambro Lundia Ab Monitoring a property of the cardiovascular system of a subject
CN103169478A (zh) * 2011-12-26 2013-06-26 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量装置
US20140073861A1 (en) * 2012-09-11 2014-03-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Methods and systems for determining noise information from a physiological signal
US20140316292A1 (en) * 2013-04-19 2014-10-23 Semler Scientific, Inc. Circulation Monitoring System
US20160220188A1 (en) * 2015-01-29 2016-08-04 Ki H. Chon Motion and noise artifact detection and reconstruction algorithms for photoplethysmogram and equivalent signals
CN106413534A (zh) * 2015-08-08 2017-02-15 深圳先进技术研究院 连续血压测量装置、测量模型建立方法和系统
CN106455998A (zh) * 2014-05-30 2017-02-22 微软技术许可有限责任公司 光学脉搏率感测

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10201724A (ja) 1997-01-20 1998-08-04 Nippon Colin Co Ltd 自動血圧測定装置
JP2004321438A (ja) * 2003-04-24 2004-11-18 Colin Medical Technology Corp 動脈硬化度評価装置
JP2005102959A (ja) * 2003-09-30 2005-04-21 Seiko Epson Corp 脈波検出器及びこれを使用した脈波検出装置
EP2368492A1 (en) * 2010-03-25 2011-09-28 Nederlandse Organisatie voor toegepast -natuurwetenschappelijk onderzoek TNO A method for estimating parameters indicative of a heart performance, a radar system and a computer program product
DK2862508T3 (en) * 2013-10-17 2016-04-04 Ind Tech Res Inst Detection system and method for physiological measurements by means of a measurement signal with overshoot- and undershoot pulses.

Patent Citations (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DK129967B (da) * 1968-08-30 1974-12-09 Hoffmann La Roche Apparat til at opfange ultralydsignaler med en i det mindste til åbningen og lukningen af en arterie i det indre af et levende legeme under en trykmanchet horende, af Dopplereffekt forårsaget frekvens- og faseafvigelse.
US20020077536A1 (en) * 1991-03-07 2002-06-20 Diab Mohamed K. Signal processing apparatus
US20030032869A1 (en) * 2001-07-09 2003-02-13 Hiroyuki Muramatsu Blood rheology measuring apparatus
US20080039731A1 (en) * 2005-08-22 2008-02-14 Massachusetts Institute Of Technology Wearable Pulse Wave Velocity Blood Pressure Sensor and Methods of Calibration Thereof
JP2008125595A (ja) * 2006-11-17 2008-06-05 Matsushita Electric Works Ltd 生体情報検出装置、睡眠環境制御システムおよび生体情報検出方法
US20110069738A1 (en) * 2008-05-27 2011-03-24 Panasonic Electric Works Co., Ltd Reception device
US20100240992A1 (en) * 2009-03-23 2010-09-23 Imsonic Medical, Inc. Method and apparatus for an automatic ultrasound imaging system
US20130023776A1 (en) * 2009-12-28 2013-01-24 Gambro Lundia Ab Monitoring a property of the cardiovascular system of a subject
CN103169478A (zh) * 2011-12-26 2013-06-26 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量装置
CN102697487A (zh) * 2012-05-11 2012-10-03 香港应用科技研究院有限公司 使用光调制测量生理数据的系统和方法
US20140073861A1 (en) * 2012-09-11 2014-03-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Methods and systems for determining noise information from a physiological signal
US20140316292A1 (en) * 2013-04-19 2014-10-23 Semler Scientific, Inc. Circulation Monitoring System
CN106455998A (zh) * 2014-05-30 2017-02-22 微软技术许可有限责任公司 光学脉搏率感测
US20160220188A1 (en) * 2015-01-29 2016-08-04 Ki H. Chon Motion and noise artifact detection and reconstruction algorithms for photoplethysmogram and equivalent signals
CN106413534A (zh) * 2015-08-08 2017-02-15 深圳先进技术研究院 连续血压测量装置、测量模型建立方法和系统

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2024109467A1 (zh) * 2022-11-25 2024-05-30 华为技术有限公司 用于脉搏波测量的设备、方法、介质和程序产品

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