"皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムにおいて、上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備えたことを特徴とする血管脈波測定システム。上記光探触子回路における駆動回路及び検出回路の各動作点はそれぞれ上記駆動回路及び検出回路の各素子値により決定され、当該決定により、上記発光素子から放射された光が上記受光素子に到達するまでの光の伝搬距離に対する上記電気信号のレベルを示す電気特性における動作点が決定され、上記制御手段は、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ所定の動作点初期値に設定した後、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御することにより、上記電気特性における動作点を制御することを特徴とする請求項1記載の血管脈波測定システム。上記電気特性は、所定の境界伝搬距離において上記電気信号のレベルについて所定の極値を有し、上記制御手段は、上記境界伝搬距離よりも短い第1の伝搬距離範囲と、上記境界伝搬距離よりも長い第2の伝搬距離範囲のうちの少なくとも一つの範囲で上記検出回路及び上記駆動回路を動作させることを特徴とする請求項2記載の血管脈波測定システム。上記制御手段は、上記第1の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記第2の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶する記憶手段と、上記第1の伝搬距離範囲の動作点初期値と、上記第2の伝搬距離範囲の動作点初期値とのうちの一方を選択する第1のスイッチ手段とを備え、上記制御手段は、上記第1のスイッチ手段により選択された動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする請求項3記載の血管脈波測定システム。上記光探触子回路は、互いに異なる境界伝搬距離が有する、発光素子及び受光素子の複数の対を備え、上記記憶手段は、上記各対に対応して上記電気特性における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記制御手段は、上記複数の対の1つを選択する第2のスイッチ手段を備え、上記制御手段は、上記第2のスイッチ手段により選択された対に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする請求項2乃至4のうちのいずれか1つに記載の血管脈波測定システム。上記測定手段は、上記測定された所定周期分の血管脈波信号に基づいて、最大血圧値の時間に対する傾きと、最大血圧値の平均値と、最大血圧値と最小血圧値との差である脈圧とを含む複数の判断パラメータを演算し、当該複数の判断パラメータに基づいて、被測定者が覚醒状態であるか、もしくは無呼吸状態であるかを判断することを特徴とする請求項1乃至5のうちのいずれか1つに記載の血管脈波測定システム。上記測定手段は、所定時刻の最大血圧値が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第1のしきい値割合以上減少し、かつ上記脈圧が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第2のしきい値割合以上減少していることが所定周期分連続して発生したときに、上記最大血圧値の時間に対する傾きが所定のしきい値を超えたときに、被測定者が覚醒状態であると判断する一方、上記しきい値以下のときに無呼吸状態であると判断することを特徴とする請求項6記載の血管脈波測定システム。上記測定手段は、上記光探触子回路上の押圧部との間に設けられた圧力シートセンサをさらに備え、上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記押圧部に対する圧力アクチュエータ又は人間の押圧により上記血管上の光探触子回路に対して応力を印加した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号の電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1乃至7のうちのいずれか1つに記載の血管脈波測定システム。皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを含む光探触子回路を用いて、血管脈波測定を行って血管脈波信号を測定する測定手段を備えた血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、上記光探触子回路上の押圧部との間に設けられた圧力シートセンサをさらに備え、上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記押圧部に対する圧力アクチュエータ又は人間の押圧により上記血管上の光探触子回路に対して応力を印加した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号の電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備えたことを特徴とする血管脈波測定システム。しかしながら、上記特許文献1~3で開示された従来技術に係る各装置では、a発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、b例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、cまた、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、dさらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点があった。また、上記特許文献4で開示された従来技術に係る呼吸異常検出装置では、上記の問題点に加えて、呼吸異常の検出精度がいまだ低いという問題点があった。本発明の第1の目的は以上の問題点を解決し、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が異なる場合であっても、従来技術に比較して簡単な構成で脈動波形データを取得でき、血管脈波測定を行うことができる血管脈波測定システムを提供することにある。また、本発明の第2の目的は以上の問題点を解決し、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、呼吸異常を検出することができる血管脈波測定システムを提供することにある。さらに、本発明の第3の目的は、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる血管脈波測定システムを提供することにある。第1の発明に係る血管脈波測定システムは、皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを備えた光探触子回路を用いて血管脈波測定を行う血管脈波測定システムにおいて、上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備えたことを特徴とする。上記血管脈波測定システムにおいて、上記光探触子回路における駆動回路及び検出回路の各動作点はそれぞれ上記駆動回路及び検出回路の各素子値により決定され、当該決定により、上記発光素子から放射された光が上記受光素子に到達するまでの光の伝搬距離に対する上記電気信号のレベルを示す電気特性における動作点が決定され、上記制御手段は、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ所定の動作点初期値に設定した後、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御することにより、上記電気特性における動作点を制御することを特徴とする。また、上記血管脈波測定システムにおいて、上記電気特性は、所定の境界伝搬距離において上記電気信号のレベルについて所定の極値を有し、上記制御手段は、上記境界伝搬距離よりも短い第1の伝搬距離範囲と、上記境界伝搬距離よりも長い第2の伝搬距離範囲のうちの少なくとも一つの範囲で上記検出回路及び上記駆動回路を動作させることを特徴とする。さらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記制御手段は、上記第1の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記第2の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶する記憶手段と、上記第1の伝搬距離範囲の動作点初期値と、上記第2の伝搬距離範囲の動作点初期値とのうちの一方を選択する第1のスイッチ手段とを備え、上記制御手段は、上記第1のスイッチ手段により選択された動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする。またさらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記光探触子回路は、互いに異なる境界伝搬距離が有する、発光素子及び受光素子の複数の対を備え、上記記憶手段は、上記各対に対応して上記電気特性における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記制御手段は、上記複数の対の1つを選択する第2のスイッチ手段を備え、上記制御手段は、上記第2のスイッチ手段により選択された対に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定することを特徴とする。さらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、上記測定された所定周期分の血管脈波信号に基づいて、最大血圧値の時間に対する傾きと、最大血圧値の平均値と、最大血圧値と最小血圧値との差である脈圧とを含む複数の判断パラメータを演算し、当該複数の判断パラメータに基づいて、被測定者が覚醒状態であるか、もしくは無呼吸状態であるかを判断することを特徴とする。またさらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、所定時刻の最大血圧値が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第1のしきい値割合以上減少し、かつ上記脈圧が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第2のしきい値割合以上減少していることが所定周期分連続して発生したときに、上記最大血圧値の時間に対する傾きが所定のしきい値を超えたときに、被測定者が覚醒状態であると判断する一方、上記しきい値以下のときに無呼吸状態であると判断することを特徴とする。またさらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、上記光探触子回路上の押圧部との間に設けられた圧力シートセンサをさらに備え、上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記押圧部に対する圧力アクチュエータ又は人間の押圧により上記血管上の光探触子回路に対して応力を印加した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号の電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備えたことを特徴とする。第2の発明に係る血管脈波測定システムは、皮膚を介して血管に光を放射する発光素子と、上記血管からの反射光又は上記血管を介した透過光を皮膚を介して受光する受光素子とを含む光探触子と、入力される駆動信号に基づいて上記発光素子を駆動する駆動回路と、上記受光素子により受光された光を電気信号に変換して出力する検出回路とを含む光探触子回路を用いて、血管脈波測定を行って血管脈波信号を測定する測定手段を備えた血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、上記光探触子回路上の押圧部との間に設けられた圧力シートセンサをさらに備え、上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記押圧部に対する圧力アクチュエータ又は人間の押圧により上記血管上の光探触子回路に対して応力を印加した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号の電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備えたことを特徴とする。本発明に係る血管脈波測定システムによれば、上記電気信号を上記駆動信号として上記駆動回路に直接に同期帰還することで、上記検出回路から自励発振信号を発生して、当該自励発振信号を血管脈波信号として測定する測定手段と、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御する制御手段とを備える。ここで、好ましくは、上記光探触子回路における駆動回路及び検出回路の各動作点はそれぞれ上記駆動回路及び検出回路の各素子値により決定され、当該決定により、上記発光素子から放射された光が上記受光素子に到達するまでの光の伝搬距離に対する上記電気信号のレベルを示す電気特性における動作点が決定され、上記制御手段は、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ所定の動作点初期値に設定した後、上記自励発振信号のレベルが実質的に最大となるように、上記検出回路及び上記駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御することにより、上記電気特性における動作点を制御する。従って、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が異なる場合であっても、従来技術に比較して簡単な構成で脈動波形データを取得でき、血管脈波測定を行うことができる。また、上記血管脈波測定システムにおいて、上記電気特性は、所定の境界伝搬距離において上記電気信号のレベルについて所定の極値を有し、上記制御手段は、上記境界伝搬距離よりも短い第1の伝搬距離範囲と、上記境界伝搬距離よりも長い第2の伝搬距離範囲のうちの少なくとも一つの範囲で上記検出回路及び上記駆動回路を動作させる。ここで、上記制御手段は、上記第1の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記第2の伝搬距離範囲における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶する記憶手段と、上記第1の伝搬距離範囲の動作点初期値と、上記第2の伝搬距離範囲の動作点初期値とのうちの一方を選択する第1のスイッチ手段とを備え、上記制御手段は、上記第1のスイッチ手段により選択された動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定する。従って、上記境界伝搬距離に着目して上記動作点を選択的に切り換えることで、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が異なる場合であっても、従来技術に比較して簡単な構成で脈動波形データを取得でき、血管脈波測定を行うことができる。さらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記光探触子回路は、互いに異なる境界伝搬距離が有する、発光素子及び受光素子の複数の対を備え、上記記憶手段は、上記各対に対応して上記電気特性における所定の動作点初期値に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を予め記憶し、上記制御手段は、上記複数の対の1つを選択する第2のスイッチ手段を備え、上記制御手段は、上記第2のスイッチ手段により選択された対に対応する上記検出回路及び駆動回路の各動作点初期値を用いて、上記検出回路及び上記駆動回路の各動作点をそれぞれ設定する。従って、脈動波形データをほとんど得られない境界伝搬距離に着目して上記動作点を選択的に切り換えることで、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が異なる場合であっても、従来技術に比較して簡単な構成で脈動波形データを取得でき、血管脈波測定を行うことができる。またさらに、上記血管脈波測定システムにおいて、上記測定手段は、上記測定された所定周期分の血管脈波信号に基づいて、最大血圧値の時間に対する傾きと、最大血圧値の平均値と、最大血圧値と最小血圧値との差である脈圧とを含む複数の判断パラメータを演算し、当該複数の判断パラメータに基づいて、被測定者が覚醒状態であるか、もしくは無呼吸状態であるかを判断する。ここで、好ましくは、上記測定手段は、所定時刻の最大血圧値が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第1のしきい値割合以上減少し、かつ上記脈圧が上記最大血圧値の平均値に対して所定の第2のしきい値割合以上減少していることが所定周期分連続して発生したときに、上記最大血圧値の時間に対する傾きが所定のしきい値を超えたときに、被測定者が覚醒状態であると判断する一方、上記しきい値以下のときに無呼吸状態であると判断する。従って、上記血管脈波測定システムを用いて、従来技術に比較して簡単な構成でかつ高精度で、無呼吸状態などの呼吸異常を検出することができる。またさらに、上記測定手段は、上記光探触子回路上の押圧部との間に設けられた圧力シートセンサをさらに備え、上記測定手段は、上記血管脈波信号を測定したときに、上記押圧部に対する圧力アクチュエータ又は人間の押圧により上記血管上の光探触子回路に対して応力を印加した後、上記血管脈波信号を測定しなくなったとき、その直前の血管脈波信号の電圧値を最大血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最大血圧値として記憶し、次いで、上記押圧を低下させて上記血管脈波信号を測定したとき、その直後の血管脈波信号の電圧値を最小血圧値電圧として記憶し、上記圧力シートセンサの検出圧力値を最小血圧値として記憶し、上記記憶された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値、及び上記記憶された最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、血圧値電圧から血圧値への変換を示す変換式を生成することにより、当該変換式を用いて上記血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正する校正手段をさらに備える。従って、上記血管脈波測定システムにおいて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。以下、本発明に係る実施形態について図面を参照して説明する。なお、以下の各実施形態において、同様の構成要素については同一の符号を付している。以下では、測定対象として人間の血管の脈波について説明するが、生体の血管の脈波であればよく、人間以外の動物等を対象とすることができる。また、以下では、血管脈波測定として、脈拍、最大血圧、最小血圧の測定について説明するが、これ以外に、血管の脈動波形を用いて測定するものであればよい。例えば、脈拍波形の積分値から血流量に対応する量の測定を行い、脈動波形の微分値から血管の柔軟性を評価する測定を行うものであってもよい。以下で説明する材料、形状、寸法は例示であって、使用目的に応じこれらの内容を適宜変更してもよい、本発明者らは、上述の上記特許文献1~3で開示された従来技術に係る各装置では、a発光素子と受光素子の取り付け状態の変化に加えて、b例えば手首の橈骨動脈部に取り付けるか、もしくは、指先に取り付けるかの取り付け部位に応じて、cまた、例えば同一の橈骨動脈部の部位に取り付けるにしても、痩せた被測定者と、太った被測定者とでその者の皮膚の厚さに応じて、dさらに、例えば血管からの反射光を用いる反射型光探触子を用いるか、もしくは、血管を通過した通過光を用いる通過型光探触子を用いるかの光探触子の種類に応じて、血管の脈動取得動作がしばしば不安定な状態になり、脈動波形データを取得できない場合が多発して、測定現場ではほとんど全く使いものにならないという問題点を解決するために鋭意研究した結果、これらの変化が、発光素子から受光素子までの光の伝搬距離が変化することに着目し、詳細後述するように実験を行って、その実験結果に基づいて、上記の状況変化にかかわらず、安定に動作することが可能である、以下の血管脈波測定システムを研究開発するに至った。図1は本発明の一実施形態に係る血管脈波測定システムの構成を示すブロック図である。図1において、血管脈波測定システム10の構成要素ではないが、血圧等を測定する対象の被測定者6と、実際に血圧を測定する血管8が図1に示されている。なお、以下の図において、被測定者6の皮膚については図示を省略する。本実施形態に係る血管脈波測定システム10は、従来用いられているコロトコフ音を測定する圧迫カフ法、あるいは、動脈内に、圧力センサが連結されたカテーテルを挿入侵襲させて血管内の圧力を直接測定する観血法に代えて、発光素子と受光素子とを有する光探触子12を用いて血管8の脈動波形を収得して脈波測定を行うシステムである。血管脈波測定システム10は、a被測定者6の血管8の脈動取得に適した部位に取り付けられる光探触子12を含み、光探触子12を構成する発光素子を駆動して光を放射させ、皮膚を介して血管により反射される反射光を受光素子によって検出するための光探触子回路20又は20A,20Bと、b光探触子回路20又は26からの出力電圧Voutを増幅する増幅器30と、c増幅器30からの出力電圧をディジタルデータにA/D変換するA/D変換器31と、d内部メモリ50mを含む例えばディジタル計算機などの制御装置であって、血管脈波測定処理モジュール51と、血圧値校正処理モジュール52と、睡眠状態判別処理モジュール53とを備え、A/D変換器31からのディジタルデータを処理して血管脈波データを発生し、血管脈波データに対して血圧値校正処理図19、血管脈波測定処理図20及び睡眠状態判別処理図21を実行する装置コントローラ50と、e例えばディスプレイ又はプリンタであって、装置コントローラ50からの出力データに基づいて、脈動波形表示移動平均処理後の脈動波形表示61及びローパスフィルタ処理後の脈動波形表示62及び各血管脈波測定値表示脈拍、最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを表示する表示部60と、を備えて構成される。なお、圧力シートセンサ35及び圧力アクチュエータ36を含む光探触子回路10A図7A及び図9Aからの出力電圧Voutは増幅器30に出力され、当該圧力シートセンサの圧力値データは装置コントローラ50に出力され、圧力アクチュエータ36への制御信号は装置コントローラ50から出力される。また、圧力シートセンサ36のみの場合は図7B、装置コントローラ50と接続される。図2は図1の反射型光探触子12の構成を示す側面図である。光探触子12は、所定の保持部13に発光素子14と受光素子16とが回路基板18に取り付けられて配置されて構成される。保持部13は、回路基板18を内蔵し、発光素子14の光放射部と、受光素子16の光検出部とを表面に突き出して配置する部材で、例えば適当なプラスチック材料を成形してなる。発光素子14としては、発光ダイオードLightEmissionDiodeLEDを用いることができ、例えば赤外LEDが用いられる。また、受光素子16としては、フォトダイオード又はフォトトランジスタを用いられる。発光素子14と受光素子16とは、近接して配置されることが好ましいが、発光素子14からの光が受光素子16に直接入らないように、間に遮光璧を設ける等の構造的工夫をすることが好ましい。あるいは、レンズを発光素子14と受光素子16に設け、指向性を高めることもよい。図2の例では、発光素子14と受光素子16が1つずつ設けられているが、複数の発光素子14、複数の受光素子16を設けるものとしてもよい。また、受光素子16の周りを複数の発光素子14で囲むように配置してもよい。光探触子12には、図示されていない適当なバンド、テープ等で被測定者6の血管8の脈拍の検出に適した部位に取り付けられる。図1では、光探触子12が手首の橈骨動脈部7に取り付けられる様子が示されているが、これ以外に、腕の肘部の内側に対応する上腕動脈部、指先、心臓の近傍等の部位に光探触子12を取り付けてもよい。図3は図1の光探触子回路20の構成を示す回路図である。光探触子回路20は、発光素子14に対する駆動回路と、受光素子16に対する検出回路とにより構成され、検出回路からの出力信号を直接に駆動回路に入力させることで同期帰還させて自励発振回路を構成する。発光素子14に対する駆動回路としては、電源電圧Vccと接地の間に発光素子14と駆動トランジスタ24とを直列に接続して駆動トランジスタ24の制御端子であるベースを所定のバイアス条件とする構成が用いられる。この構成において、駆動トランジスタ24のベースヘの入力信号がハイとなると、駆動トランジスタ24がオンして、発光素子14に駆動電流が流れる。これによって発光素子14が発光し、その光が皮膚を介して血管8に向けて放射される。また、受光素子16のための検出回路としては、正の電源電圧Vccと負の電源電圧-Vccとの間に負荷抵抗22とトランジスタ23と受光素子16とが直列に接続される構成が用いられる。この構成において、発光素子14の光によって照射された血管8からの反射光を皮膚を介して受光素子14が受光することで、受光素子16に光電流が発生する。その光電流の大きさは、負荷抵抗22に流れる電流の大きさに対応する出力電圧Voutの信号出力電圧信号として出力される。なお、出力電圧Voutの信号は自励発振信号であるので交流信号である。図1に示すように、上記自励発振回路を構成する光探触子回路20からの出力電圧信号は増幅器30及びA/D変換器31を介して装置コントローラ50に出力される。このように、発光素子14から光が血管8正確には、例えば酸化ヘモグロンビンを含む血液が充填された血管の血管壁により放射され、血管8からの反射光を受光素子16が受け取る場合には、発光素子14から受光素子16に直接入射する光の影響がないものとして、光探触子回路20からの出力電圧信号は光の伝搬距離発光素子14から放射された光が受光素子16に到達するまでの距離をいう。に応じて出力電圧Voutが変化するので、血管8が脈動により変化すると、出力電圧Voutが変化し、すなわち、出力電圧Voutは脈動の変化に対応して変化する。特許文献1~3などの従来技術では、大きな出力電圧の変化を得ることができなかったために、その周波数変化を電圧変化に変換して、脈動の変化を検出していたが、本実施形態では、図3に示すように、光探触子回路20内の検出回路の出力信号を直接に駆動回路の入力信号として同期帰還させて自励発振させて自励発振信号を発生させ、かつ詳細後述するように、センサコントローラ25により出力電圧Vout交流信号である自励発振信号の振幅幅変化量が実質的に最大となるように制御して設定することで、脈動波形をきわめて簡単に得ることができる。図4は変形例に係る透過型光探触子12Aの構成を示す概略図である。図3の反射型光探触子12に代えて、図4の透過型光探触子12Aを用いてもよい。図3の反射型光探触子12における光の伝搬距離に比較して、透過光の伝搬距離は長くなるが、同様に用いて血管脈波測定を行うことができる。図5Aは図1の光探触子回路20及び増幅器30の具体例を示す回路図である。図5Aにおいて、光探触子20は、発光素子14とそれの駆動回路と、受光素子16とその検出回路と、駆動回路及び検出回路の動作点を制御するセンサコントローラ25とを備えて構成される。センサコントローラ25は例えばディジタル計算機などの制御装置であって、距離選択スイッチ26を備える。距離選択スイッチ26は、駆動回路及び検出回路の動作点を決定する初期値具体的には、抵抗R1,R4の初期値を設定するためのスイッチであり、例えば距離大距離小を選択できるように構成される。これは、図10乃至図13を参照して詳細後述するように、それらに図示の電気特性において出力電圧の極値を有する所定の境界伝搬距離を境にしてその前後の領域で、伝搬距離の変化に対する出力電圧の変化自励発振信号の振幅として大きな値を得ることができ、脈波電圧を得ることができるからで、測定可能な伝搬距離を拡大することができる。すなわち、距離大は境界伝搬距離よりも長い伝搬距離で血管脈波測定を行う場合であり、距離小は境界伝搬距離よりも短い伝搬距離で血管脈波測定を行う場合である。センサコントローラ25は、図18の受発光センサ制御処理に従って、抵抗R1,R4を所定の初期値を設定した後、抵抗R1,R4の各抵抗値を変化させて光探触子回路20の出力電圧Voutが実質的に最大となるように制御する。また、光探触子回路20におけるキャパシタC4は直流阻止用に設けられ、かつ検出回路及び駆動回路により構成される同期帰還を含む自励発振回路における自励発振信号の周波数特性を決定するために設けられ、例えば最大心拍周波数を240回/分とすれば、カットオフ周波数が4Hzであるローパスフィルタを挿入するように構成される。さらに、増幅器30は例えばオペアンプ32を備えて公知のごとく構成される。以上の光探触子回路20においては、受光素子16の検出回路からの出力電圧Voutを発光素子14の駆動回路への駆動信号として用いているが、本発明はこれに限らず、出力電流などの電気信号を発光素子14の駆動回路への駆動信号として用いてもよい。図5Bは図5Aの光探触子回路20の変形例を示す回路図である。図5の光探触子回路20においては、発光素子14と受光素子16との組は1対しか図示していないが、好ましくは、境界伝搬距離受光素子16の出力コレクタ電流が実質的に最大となる伝搬距離が互いに異なる2対以上備えて素子選択スイッチ27を用いて切り換えるように構成される。これは、図10乃至図13を参照して詳細後述するように、上記境界伝搬距離付近では、伝搬距離の変化に対する出力電圧の変化が小さくなり、自励発振信号である脈波電圧として実質的に得ることができないためで、互いに異なる境界伝搬距離を有する2対以上の受発光センサを備えることで、測定不可能な伝搬距離を解消することができるためである。図5Bでは、発光素子14と受光素子16の第1の光探触子12と、発光素子14aと受光素子16aの第2の光探触子12aとの2対の受発光センサ対を備えるとともに、センサコントローラ25はさらに素子選択スイッチ27を備える。素子選択スイッチ27により例えば素子1素子2を選択できるように構成され、素子1を選択したとき、センサコントローラ25はスイッチ41,42を連動して接点a側に切り換えて、発光素子14と受光素子16の第1の光探触子12を選択して動作させ、素子2を選択したとき、センサコントローラ25はスイッチ41,42を連動して接点b側に切り換えて、発光素子14aと受光素子16aの第2の光探触子12aを選択して動作させる。図6は、図1の光探触子回路20の受発光センサの取り付け例を示す正面図であって、図6aは被測定者の手首の橈骨動脈部7に光探触子回路20の受発光センサを取り付けた一例を示す正面図であり、図6bは被測定者の指先9に光探触子回路20の受発光センサを取り付けた一例を示す正面図である。図7Aは第1の変形例に係る、圧力シートセンサ及び受発光センサを含む光探触子回路20Aの取り付け例を示す正面図であって、図7Bは第2の変形例であって、被測定者の指先9に光探触子回路20の受発光センサを取り付けかつ圧力シートセンサ35を手首の橈骨動脈部7に取り付けた場合の一例を示す正面図である。すなわち、図7Aに示すように、圧力シートセンサを受発光センサともに光探触子回路20Aに内蔵してもよいし、図7Bに示すように、圧力シートセンサと、受発光センサとを別々に設けてもよい。ここで、各圧力シートセンサは、図20の血管脈波測定処理に先立って実行される図19の血圧値校正処理において、電圧値と血圧値とを対応づける変換式又は変換テーブルを生成するために用いられる。図8Aは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値例えば、増幅器30の出力電圧値の最大電圧値Vmax及び最小電圧値Vminを示すグラフである。図8Aから明らかなように、脈波電圧値は、脈動の変化に応じて周期的に変化し、最大電圧値Vmaxと最小電圧値Vminをとり、互いに隣接する2つの最小電圧値Vmin間の時間期間を時間期間Tintと定義する。図8Bは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値に対応する血圧値の最大血圧値Pmax及び最小血圧値Pminを示すグラフである。図8Bから明らかなように、血圧値は、脈動の変化に応じて図8Aの脈波電圧値と同様に周期的に変化し、最大血圧値Pmaxと最小血圧値Pminをとる。図8Aと図8Bとの間の変換は、図8Cを参照して説明するように、図19の血圧値校正処理で生成される変換式変換テーブルであってもよいで行うことができる。図8Cは図1の血管脈波測定システムにより測定された脈波電圧値から血圧値への変換を示すグラフである。公知の通り、被測定者が異なれば、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なるので、予め被測定者ごとに相関関係を求めておく必要がある。また、同じ被測定者であっても、安静状態と運動状態等で、脈波電圧値と血圧値との間の相関関係が異なることがあるので、予め測定状態を設定してそれぞれ相関関係を求めておく必要がある。図1の血管脈波測定システムで得られる脈波電圧値と血圧値との間の相関関係は、被測定者ごとに、測定条件ごとに関連付けられて変換式又は変換テーブルの形式で装置コントローラ50の内部メモリ50mに格納される。図8Cは、被測定者より変換式Q1,Q2で異なることを示すものである。このようにして、脈波電圧値から血圧値への変換を行うと、これに基づいて、脈拍数、最大血圧Pmax、最小血圧Pmin等の血管脈波測定を行うことができる。図9Aは図7Aに図示された第1の変形例に係る、圧力シートセンサ及び受発光センサを含む光探触子回路20Aの構成を示す縦断面図である。図9Aにおいて、光探触子回路20Aは、発光素子及び受光素子を含む光探触子回路20と、被測定者の血管8に対する圧力を検出する圧力シートセンサ35と、被測定者の血管8に対して圧力を印加する圧力アクチュエータ36とが所定の筐体37内で例えばウレタンなどの充填材38を用いて設けられる。ここで、好ましくは、光探触子回路20と圧力シートセンサ35とは直接に接触しかつ圧力シートセンサ35と圧力アクチュエータ36とは直接に接触して設けられる。これにより、圧力アクチュエータ36の応力が図の下側方向36aで、圧力シートセンサ35の上部中央の押圧部35aに対して、圧力シートセンサ35を介して光探触子回路20に印加され、さらに、その応力が光探触子回路20から被測定者の皮膚を介して血管8に印加される。この光探触子回路20Aは例えば図19の血圧値校正処理で用いられる。図9Bは図9Aの変形例であって、被験者などの人間の指先で押圧する光探触子回路20Bの構成を示す縦断面図である。図9Aの光探触子回路20Aの圧力アクチュエータ36に代えて、被験者などの人間の指先8により図の下側方向9aで筐体37の上部中央部37aから圧力シートセンサ35の上部中央の押圧部35aに対して応力を加えるものである。この光探触子回路20Bは例えば図19の血圧値校正処理の変形例で用いられる。次いで、図5のセンサコントローラ25による受発光センサ制御処理図18を実行するための意義を発見した実験結果について以下に説明する。以下の実験で使用した受発光センサは、ローム社製RPR-220型反射型フォトセンサフォトリフレクタであって、出力トランジスタのコレクタ電流が実質的に最大となる境界伝搬距離は6乃至7mmである。なお、図面において示していないが、各種の受発光センサはそれぞれ境界伝搬距離を用途ごとに有しており、本実施形態では、上述のように、血管脈波測定時の不可能な伝搬距離を無くするために複数対の受発光センサを備えることが好ましい。図10は図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=15Vで抵抗R1=18kΩのときであって、抵抗R4を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。図10から明らかなように、伝搬距離が6mm付近では、出力電圧曲線の傾斜が小さくなっており、伝搬距離に対する変化は小さいので、血管壁が変動しても出力電圧の変化は小さいといえる。特に、抵抗R4=200Ωでは、出力電圧の傾斜はほとんど0であり、脈波信号の変化を得ることができないと考えられる。これが、上述した血管脈波測定の不可能な伝搬距離である。この問題点を解消するためには、境界伝搬距離が異なる受発光センサを用いて当該血管脈波測定の不可能な伝搬距離を解消できる。光探触子12の取り付け位置を指先である場合、0mm~2mm程度となり、境界伝搬距離6mmの左側の出力電圧曲線の領域で動作させれば、脈波信号の変化を得ることができると考えられる。一方、光探触子12の取り付け位置を手首の橈骨動脈部である場合、1mm~3mm程度となり、当該出力電圧曲線の極小値に対応する境界伝搬距離6mmの右側の出力電圧曲線の領域で動作させれば、脈波信号の変化を得ることができると考えられる。従って、前者を距離小の動作点の初期値として設定し、後者を距離大の動作点の初期値として設定できる。また、抵抗R4を変化させることで、出力電圧曲線の傾斜を大きくすることができ、より大きな脈波信号の変化を得ることができると考えられる。図10の具体例を参照して動作点の初期値の設定について以下に説明する。抵抗R4=250Ωとしたとき、距離小領域の伝搬距離=4mmにおける動作点P1で動作させれば、所定のしきい値以上の傾斜角度θ1を得ることができ、これを動作点の初期値として設定した後、センサコントローラ25は、抵抗R1,R4の抵抗値を変化させて実質的に最大の出力電圧値Voutを得ることができるように制御することで、より大きな脈波信号を得ることができる。また、抵抗R4=250Ωとしたとき、距離大領域の伝搬距離=10mmにおける動作点P2で動作させれば、所定のしきい値以上の傾斜角度θ2を得ることができ、これを動作点の初期値として設定した後、センサコントローラ25は、抵抗R1,R4の抵抗値を変化させて実質的に最大の出力電圧値Vout自励発振信号を得ることができるように制御することで、より大きな脈波信号を得ることができる。なお、本実施形態において、駆動回路の動作点は例えば抵抗R4の抵抗値で決定され、検出回路の動作点は例えば抵抗R1の抵抗値で決定され、これら駆動回路の動作点及び駆動回路の動作点の決定により、図10の電気特性の動作点例えばP1,P2を決定できる。図11は、図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=15Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。図11の出力電圧曲線も図10と同様の出力電圧曲線が得られており、距離大距離小の動作点の初期値の設定、並びに抵抗R1の変化による出力電圧曲線の傾斜の制御及びその最大化の設定を行うことができる。図12は図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=5Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。図12の出力電圧曲線も、抵抗R1=15kΩ及び20kΩのときのより長い距離範囲での飽和状態を除いて、図11と同様の出力電圧曲線が得られており、距離大距離小の動作点の初期値の設定、並びに抵抗R1の変化による出力電圧曲線の傾斜の制御及びその最大化の設定を行うことができる。図13は、図5の光探触子回路20において、電源電圧Vcc=30Vで抵抗R4=200Ωのときであって、抵抗R1を変化したときの光の伝搬距離に対する出力電圧を示すグラフである。図13の出力電圧曲線も、抵抗R1=40kΩのときのより長い距離範囲での傾斜ゼロの状態を除いて、図11と同様の出力電圧曲線が得られており、距離大距離小の動作点の初期値の設定、並びに抵抗R1の変化による出力電圧曲線の傾斜の制御及びその最大化の設定を行うことができる。なお、グラフを図示しないが、光探触子12の発光素子及び受光素子を別の素子対に取り替えた場合、境界伝搬距離を異ならせることができ、これにより、上記いわゆる距離大距離小の距離範囲を異ならせることができる。すなわち、距離範囲の選択設定を素子選択スイッチ27により選択できる。以上説明したように、センサコントローラ25は、距離選択スイッチ26を備え、さらに好ましくは素子選択スイッチ27を備え、距離選択スイッチ26により、駆動回路及び検出回路を含む光探触回路20の動作点を決定する初期値具体的には、抵抗R1,R4の初期値を設定するために、例えば距離大距離小を選択でき、素子選択スイッチ27により例えば素子1素子2を選択できる。センサコントローラ25は、図18の受発光センサ制御処理に従って、抵抗R1,R4を所定の初期値予め測定された伝搬距離に対する出力電圧特性に基づいて決定される最適な動作点に対応する値をいう。を設定した後、抵抗R1,R4の各抵抗値を変化させて光探触子回路20の出力電圧Voutが実質的に最大となるように制御する。図14は、図1の血管脈波測定システムにより測定された脈動波形を血圧波形に変換して示すグラフである。図14から明らかなように、出力電圧波形を血圧波形に変換することで図14の脈波波形の表示を得ることができる。図15は図1の血管脈波測定システムにおいて、移動平均法を用いて脈動波形を処理する動作を示すグラフである。図15において、血管脈波測定システムにより得られた脈波電圧の生データから移動平均法を用いて滑らかな脈動波形を生成する様子を示す図である。図15aは、横軸が時間で、縦軸は脈波電圧であり、各サンプリングタイムにおける脈波電圧の変化の様子が示されている。図15bは、横軸が時間で、その原点位置等は図15aと揃えてある。縦軸は、図15aの各サンプリングタイムにおけるデータの移動平均値bである。移動平均値は、例えば5つのデータについて行うものとした。この場合、サンプリングタイムiのとぎの脈波電圧の生データをaiとすると、サンプリングタイムiのときの移動平均値biは次式を用いて計算できる。[数1]b=ai-4ai-3ai-2ai-1ai/5すなわち、サンブリングデータaiが取得されると直ちに移動平均値biが算出できるのでリアルタイム処理が可能である。なお、移動平均に用いるデータ数は5でなくてもよい。図16aは図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の覚醒時の各種信号波形の一例を示すグラフであり、図16bは図1の血管脈波測定システムにより測定されたある被測定者の無呼吸時の各種信号波形の一例を示すグラフである。図16aにおいて、覚醒時の各測定波形は以下の通りである。aR-EOGA1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。bChin-Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。c心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。d筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。eいびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。f呼吸波形:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸波形である。gSpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。h本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。図16bにおいて、無呼吸時の各測定波形は以下の通りである。aR-EOGA1:公知の眼球電計により測定された眼球電波形である。bChin-Ref:公知の顎運動測定器により測定された顎の変位量である。c心電図:公知の心電計により測定された心電波形である。d筋電図:公知の筋電計により測定された筋電波形である。eいびき:小型マイクロホンにより測定されたいびき音である。f呼吸温度センサ:口元に設けられた温度センサにより測定された呼吸温度である。g呼吸圧:被測定者の呼吸にともなう身体下の圧力変化を感圧センサが検出し、呼吸波形を計測したときの呼吸圧波形である。h胸郭変動:被測定者の胸郭の変化を測定する応力センサにより測定された胸郭変動量である。i腹部変動:被測定者の腹部の変化を測定する応力センサにより測定された腹部変動量である。jSpO2:公知のパルスオキシメーターにより測定された血中酸素飽和度である。k本システム:本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された脈波波形である。本実施形態に係る血管脈波測定システムにより測定された図16のデータには、いままでの測定装置ではわからなかった多くの情報が含まれている。図16aにおいては、正常レム睡眠中であるが、当該記録120秒間に2回の覚醒反応があり、その2回とも覚醒反応開始とともに脈圧はやや上昇しその後、急激な低下を示している。覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下が観察され、正常睡眠において脈圧の変化が、脳波上の覚醒反応と同期していると考えられる。これは脳波を測定しない小型の血管脈波測定システムで睡眠評価が可能となると考えられる。図16bでは、典型的な無呼吸、努力性呼吸~覚醒反応、過呼吸という一連の中で、無呼吸中の努力性呼吸に同期する小さな周期の変動がみられながら変動が小さいため実測定数から周波数解析をする必要があると考えられる無呼吸終了まで、脈圧が徐々に上昇していくことがわかる。その後、覚醒反応、呼吸再開~過呼吸とともに脈圧は急激に降下する。おそらくこの患者の昼の安静時の血圧はこの降下した後、安定したレベルであり、無呼吸中の血圧上昇は、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇によるもので、過去に本発明者らが調べた中では、ピークが収縮期血圧228という患者もいた。従って、無呼吸症候群の患者の場合は合併頻度が問題となる、循環器系疾患の発症に関わる、睡眠中の特殊な循環動態を評価できると考えられる。図16a及び図16bの脈波波形のグラフから、レム覚醒時は、最大血圧値Pmaxが無呼吸時に比較して緩やかに上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。また、無呼吸時は、最大血圧値Pmaxがレム覚醒時に比較して早く上昇した後、下降し、それを繰り返していることがわかる。図17aは覚醒時の最大血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図であり、図17bは無呼吸時の最大血圧値Pmaxの変化をモデル化して示す図である。図17a及び図17bの最大血圧値Pmaxのモデル図から明らかなように、レム覚醒時の最大血圧値Pamxの変化周期Tarは無呼吸時のそれに比較して長く、原点Sから見た、レム覚醒時の最大血圧値Pmaxの上昇傾斜角度αarは無呼吸時のそれに比較して小さいことがわかる。これらの知見及び治験に基づいて、図21の睡眠異常判別処理のフローチャートを作成した。図18は図5のセンサコントローラ25により実行される受発光センサ制御処理を示すフローチャートである。当該受発光センサ制御処理では、図5の実施形態を含む変形例に係る図5Bの場合について説明する。図18において、まず、ステップS1で選択スイッチ26,27の設定値は距離大素子1であるか否かが判断され、YESのときはステップS4に進む一方、NOのときはステップS2に進む。次いで、ステップS2で選択スイッチ26,27の設定値は距離小素子1であるか否かが判断され、YESのときはステップS5に進む一方、NOのときはステップS3に進む。さらに、ステップS3で選択スイッチ26,27の設定値は距離大素子2であるか否かが判断され、YESのときはステップS6に進む一方、NOのときはステップS7に進む。ステップS4では、距離大素子1であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int1,R4int1をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。ステップS5では、距離小素子1であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int2,R4int2をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。ステップS6では、距離大素子2であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int3,R4int3をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。ステップS7では、距離小素子2であるときの最適な動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int4,R4int4をそれぞれ抵抗R1,R4の抵抗値として設定してステップS8に進む。さらに、ステップS8では抵抗R1の抵抗値を固定して出力電圧Voutが実質的に最大となるように抵抗R4の抵抗値を変化させ、次いで、ステップS9では、抵抗R4の抵抗値を固定して出力電圧Voutが実質的に最大となるように抵抗R1の抵抗値を変化させて、当該処理を終了する。なお、上記各動作点の初期値である抵抗R1,R4の抵抗値R1int1~R1int4,R4int1~R4int4は予め測定された図10などの電気特性から予め決定されて内部メモリ50mに格納される。以上の図18の処理では、検出回路と駆動回路の両方の動作点をそれぞれ所定の初期値に設定した後、出力電圧Voutが実質的に最大となるように検出回路と駆動回路の両方の動作点を制御しているが、本発明はこれに限らず、検出回路と駆動回路の両方の動作点をそれぞれ所定の初期値に設定した後、出力電圧Voutが実質的に最大となるように検出回路と駆動回路の少なくとも一方の動作点を制御してもよい。図19は、従来技術に係るカフ圧迫法と同様の原理を用いて、最大血圧値と最小血圧値を校正するための、図1の装置コントローラ50の血圧値校正処理モジュール52により実行される血圧値校正処理を示すフローチャートである。図19において、まず、ステップS11で受発光センサを用いて脈波信号を検出し、脈波信号の時間的に互いに隣接する2つの最小電圧値の時間期間Tint図8A参照を演算し、ステップS12において時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断されすなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され、YESのときはステップS13に進む一方、NOのときはステップS11に戻る。ここで、時間期間Tintの所定のしきい値範囲は、脈波信号を検出したか否かの判断範囲であり、上記しきい値範囲は経験値として、例えば0.2秒≦Tint≦2秒である。当該しきい値範囲に時間期間Tintが入っておれば、脈波を検出したと判断する。ステップS13において、被測定者6の脈波を検出したと判断し、圧力アクチュエータ36に所定の差分圧力だけインクリメントする圧力上昇コマンドを出力する。そして、ステップS14において、時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断されすなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され、NOのときはステップS15に進む一方、YESのときはステップS13に戻る。ステップS15では、被測定者6の脈波を検出しなくなったと判断し、検出しなくなったサンプリングタイミングよりも1つ前のサンプリングタイミングよりも前の脈波信号の一周期期間内の最大電圧値を最大血圧値電圧として内部メモリ50mに格納するとともに、圧力シートセンサ35の検出圧力値を最大血圧値として内部メモリ50mに格納する。そして、ステップS16において、所定の差分圧力だけデクリメントする圧力アクチュエータ36に圧力下降コマンドを出力する。次いで、ステップS17において、時間期間Tintは所定のしきい値範囲に入っているか否かが判断されすなわち、脈波信号が検出されているか否かが判断され、YESのときはステップS18に進む一方、NOのときはステップS16に進む。ステップS18では、被測定者6の脈波を検出したと判断し、検出したサンプリングタイミングからその直後の脈波信号の一周期期間内の最小電圧値を最小血圧値電圧として内部メモリ50mに格納するとともに、圧力シートセンサ35の検出圧力値を最小血圧値として内部メモリ50mに格納する。また、ステップS19において、内部メモリ50mに格納された最大血圧値電圧とそれに対応する最大血圧値及び最小血圧値電圧とそれに対応する最小血圧値に基づいて、図8Cを参照して説明したように、直線近似法を用いて電圧値から血圧値への変換を示す変換式又は血圧変換テーブルを生成して内部メモリ50mに格納し、当該処理を終了する。図19の血圧値校正処理を例えば図9Aの光探触子回路20Aを用いて実行しているが、本発明はこれに限らず、図9Bの光探触子回路20Bを用いて実行してもよい。この場合において、ステップS13では、被測定者6の脈波を検出したと判断し、圧力アクチュエータ36を用いず、被験者などの人間に対して指先9で光探触子回路20Bの上部それを介して圧力シートセンサ35の押圧部を押圧するように指示するメッセージをLCD表示部図示せず。などに表示する。このとき、人間は指先9で押圧する。また、ステップS16では、被測定者6の脈波を検出しなくなったと判断し、圧力アクチュエータ36を用いず、被験者などの人間に対して指先9での上記応力をゆるめて低下させるように指示するメッセージをLCD表示部図示せず。などに表示する。このとき、人間は指先9の押圧をゆるめる。このように、圧力アクチュエータ36に代えて、被測定者などの人間の指先9で代用することができる。以上で説明した図9A又は図9Bの光探触子回路20A又は20Bと、図19又はその変形例の血圧値校正処理を用いることにより、当該血管脈波測定システムにおいて、従来技術に比較して極めて簡単な校正でかつ高精度で、血管脈波信号の血圧値電圧を血圧値に変換するように校正することができる。図20は図1の装置コントローラ50の血管脈波測定処理モジュール51により実行される血管脈波測定を示すフローチャートである。図20において、ステップS21で例えば直近の5周期分の脈波波形データA/D変換器31からの電圧値データをいう。をバッファメモリに格納し、ステップS22において脈波波形データのデータ値は演算範囲以内であるか否かが判断され、YESのときはステップS23に進む一方、NOのときはステップS21に戻る。ステップS23において、上記5周期分の脈波波形データに対して高周波ノイズ除去のためのローパスフィルタ処理を実行し、ステップS24において、ローパスフィルタ処理後の脈動波形データに対して、図15を参照して説明した移動平均法を用いた移動平均処理を実行し、さらに、ステップS25において変換式を用いた電圧値から血圧値への変換による血圧測定処理を実行する。さらに、ステップS26において、変換された血圧値を用いて脈波表示データを作成して脈波リアルタイムを表示部60に表示し、脈拍及び最大血圧値及び最小血圧値を演算して表示部60に表示する。ステップS27では、測定終了か否かが判断され、YESのときは当該処理を終了する一方、NOのときはステップS21に戻る。図21は図1の装置コントローラ50の睡眠異常判別処理モジュール53により実行される睡眠異常判別処理を示すフローチャートである。図21において、ステップS31で例えば直近の21周期分の脈波波形データをバッファメモリに格納し、ステップS32において格納された21周期分の脈波波形データに基づいて上記変換された最大血圧値及び最小血圧値を用いて、21周期分の最大血圧値Pmax1~Pmax21及び21周期分の最小血圧値Pmin1~Pmin21を演算し、時刻t1~t21をバッファメモリに格納する。次いで、ステップS33において、21周期分n=1,2,...,21について以下のパラメータを演算する。[数2]最大血圧値Pmaxの時間に対する傾き20周期の期間P’=Pmax21-Pmax1/t21―t1[数3]Pmaxave=平均値Pmax1~Pmax20[数4]脈圧Pp=Pmax20-Pmin20次いで、ステップS34において、Pmax21がPmaxaveに対して20以上減少している以下、条件1という。か否かが判断され、YESのときはステップS35に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。次いで、ステップS35において、脈圧Ppが平均値Pmaxaveに対して20以上減少している以下、条件2という。か否かが判断され、YESのときはステップS36に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。そして、ステップS36において、ステップS21~S25を3周期分についてそれぞれ1周期ごと移動シフトして実行し、条件1及び条件2の判定を行って3周期分以上連続して満足するか否かが判断され、YESのときはステップS37に進む一方、NOのときはステップS31に戻る。ステップS37において、傾きP’>P’th所定のしきい値であって、図17の傾斜角度αarと傾斜角度αsaとを識別するためのしきい値である。であるか否かが判断され、YESのときはステップS38に進む一方、NOのときはステップS39に進む。ステップS38では、被測定者は無呼吸状態であると判断して表示部60に表示し、ステップS40に進む。一方、ステップS39では被測定者は覚醒状態であると判断して表示部60に表示し、ステップS40に進む。ステップS40では、測定終了か否かが判断され、YESのときは当該処理を終了する一方、NOのときはステップS31に戻る。図21の処理において、処理データ数や判断分岐などの20周期21周期203周期分などは一例であって、本発明はこれに限られない。例えば、20は判断するための所定のしきい値割合である。以上の実施形態において、上記の各処理をソフトウエアで実現してもよいし、それらの一部をハードウエア回路で実現してもよい。以上の実施形態において、カフ圧迫法により最大血圧値と最小血圧値の校正を行っているが、本発明はこれに限らず、その他の校正方法を用いてもよい。従来技術と本発明との相違点について本発明に係る血管脈波測定法は、従来技術に係る容積振動法例えば、特許文献5参照。や超音波を用いた方法例えば、特許文献6、非特許文献1参照。などとは全く異なる原理に基づく測定方法であって、いわば直接帰還最大化法と呼ぶ非侵襲的測定方法である。本発明者らは、例えば図10~図13に図示した伝搬距離に対する出力電圧の電気特性を独自に測定し、当該電気特性を用いて、血管脈波を図16a及びbに示すように、血管脈波の振動のみならず、従来技術に係る非侵襲的測定方法では取得しえなかった、覚醒反応による交感神経活動上昇と抹消の血管抵抗の一時的上昇、その後反射的な血管拡張による脈圧低下、並びに、無呼吸による交感神経活動の過剰上昇などの血圧値のベースライン電圧信号DCレベルの変化をも測定できるという特有の作用効果を有している。非特許文献1では、動脈系内の血管脈波の強度WaveIntensityの超音波計測について説明されており、その図2.44は、ヒトの総頸動脈において、超音波エコートラッキング法で測定した血管径変化波形とカテーテル先端圧力計で測定した血管波形を示し、両者の関係は一心周期全体で完全に相似とはいえないが、実用上十分な制度で相似とみなすことができる。特に、血管脈波の強度WaveIntensityが定義される駆出期ではほぼ完全に相似である。本発明に係る血管脈波測定法でも、光の発振信号を用いて血管径変化波形血管脈波を得ることができる。"