CN107149469A - 生物体信息测定装置及生物体信息测定方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种生物体信息测定装置及生物体信息测定方法，实现测定脉波传播速度的装置的小型化。生物体信息测定装置(1)具备：向生物体照射作为测定波的光或者声波的照射部(510)；检测通过了生物体内的测定波的检测部(520)；以及运算部(420)，基于检测部(520)的检测结果来求出血流量的时间变化与血管截面积的时间变化，并根据血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于测定生物体信息的技术。
背景技术
例如在专利文献1中记载有在手指与手腕等至少两处测定部位安装脉波传感器并使用各脉波传感器检测出的脉波的波形来计算脉波传播速度的脉波传播速度计算装置。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2011-24676号公报
在专利文献1中，根据测定部位间的脉波的传播时间差来计算脉波传播速度。因此，当测定部位间的距离较短时，脉波传播速度的计算精度降低，因此难以使装置小型化。
发明内容
本发明是鉴于上述的情况而作出的，其目的在于实现测定脉波传播速度的装置的小型化。
本发明的第一方面的生物体信息测定装置，其特征在于，具备：照射部，向生物体照射作为测定波的光或者声波；检测部，检测通过了所述生物体内的所述测定波；以及运算部，基于所述检测部的检测结果来求出血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，并根据所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度。
根据以上的构成，生物体信息测定装置根据血流量的时间变化及血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度，因此不需要向例如手指和手腕等多个测定部位安装传感器，测定部位可以是一处，除此之外，测定所使用的传感器(照射部和检测部)也可以是一个。由此，能够使生物体信息测定装置小型化。
另外，在本发明的第一方面的生物体信息测定装置中，可以是，所述运算部利用所述脉波传播速度来求出血压或者动脉硬化度(第二方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置能够除了脉波传播速度之外求出血压或者动脉硬化度。
另外，在本发明的第一方面或者第二方面的生物体信息测定装置中，可以是，所述测定波是激光，所述检测部生成表示通过了所述生物体内的所述激光的受光强度及频率的时间变化的光拍频信号，所述运算部根据所述检测部生成的所述光拍频信号来求出所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化(第三方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置通过使用激光的激光多普勒血流量测定法(以下为LDF法)的测定，能够求出为了求出脉波传播速度所需的血流量的时间变化与血管截面积的时间变化这两者。
另外，在本发明的第三方面的生物体信息测定装置中，可以是，所述运算部求出所述光拍频信号的全功率的时间变化(第四方面)。光拍频信号的全功率的时间变化相当于容积脉波。由此，根据第四方面的生物体信息测定装置，通过使用激光的LDF法的测定，能够除了脉波传播速度之外求出容积脉波。
另外，在本发明的第一方面或第二方面的生物体信息测定装置中，可以是，所述测定波是非激光，所述检测部生成表示通过了所述生物体内的所述非激光的受光强度的时间变化的受光信号，所述运算部根据所述检测部生成的所述受光信号来求出所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化(第五方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置通过利用非激光的测定，能够求出为了求出脉波传播速度所需的血流量的时间变化与血管截面积的时间变化这两者。
另外，在本发明的第一方面或第二方面的生物体信息测定装置中，可以是，所述照射部具备向生物体照射激光的第一照射部和向所述生物体照射非激光的第二照射部，所述检测部具备检测通过了所述生物体内的所述激光的第一检测部和检测通过了所述生物体内的所述非激光的第二检测部，所述运算部基于所述第一检测部的检测结果而求出血流量的时间变化，并基于所述第二检测部的检测结果而求出血管截面积的时间变化(第六方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置通过利用激光的测定来求出血流量的时间变化，另一方面通过利用非激光的测定来求出血管截面积的时间变化。由此，由于能够准确地求出血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化，因此能够提高脉波传播速度的计算精度。
另外，在本发明的第一方面或第二方面的生物体信息测定装置中，可以是，所述照射部具备向生物体照射激光的第一照射部和向所述生物体照射非激光的第二照射部，所述检测部检测通过了所述生物体内的所述激光及所述非激光，所述运算部基于所述检测部对所述激光的检测结果而求出血流量的时间变化，并基于所述检测部对所述非激光的检测结果而求出血管截面积的时间变化(第七方面)。在这种情况下，检测部可以是一个，不需要分别具备激光用的检测部与非激光用的检测部。由此，在与本发明的第六方面的生物体信息测定装置相比较的情况下，能够简化生物体信息测定装置的构成，使其更加小型化。
另外，在本发明的第六方面或第七方面的生物体信息测定装置中，可以是，在所述生物体中，照射所述激光来求出血流量的时间变化的部位与照射所述非激光来求出血管截面积的时间变化的部位相同(第八方面)。在这种情况下，由根据从相同的部位求出的血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度，因此能够准确地求出局部(测定部位)的脉波传播速度。另外，通过将照射激光来求出血流量的时间变化的部位与照射非激光来求出血管截面积的时间变化的部位设为相同，与不相同的情况相比，能够使生物体信息测定装置小型化。
另外，本发明的第九方面的生物体信息测定方法，其特征在于，包括：生物体信息测定装置向生物体照射作为测定波的光或者声波；检测通过了所述生物体内的所述测定波；基于检测结果来求出血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，并根据所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度。根据该发明，实现与本发明的第一方面的生物体信息测定装置相同的作用效果。
附图说明
图1是表示第一实施方式的生物体信息测定装置1安装于被检测者100的手腕的状态的图。
图2是生物体信息测定装置1的主视图。
图3是生物体信息测定装置1的后视图。
图4是生物体信息测定装置1的框图。
图5是用于说明基于LDF法的生物体信息的测定原理的示意图。
图6是第一实施方式的生物体信息测定处理的流程图。
图7是第二实施方式的生物体信息测定装置2的框图。
图8是第二实施方式的生物体信息测定处理的流程图。
图9是表示容积脉波PG(t)和血流波形Q(t)的图。
图10是表示血压P(t)的曲线图。
图11是第三实施方式的生物体信息测定装置3的框图。
图12是第三实施方式的生物体信息测定处理的流程图。
图13是第四实施方式的生物体信息测定装置4的框图。
图14是表示光学传感器50、52的配置的图。
图15是第四实施方式的生物体信息测定处理的流程图。
图16是表示变形例所涉及的生物体信息测定模块9的构成的图。
图17是用于说明变形例所涉及的使用超声波传感器54的生物体信息的测定原理的示意图。
附图标记说明
1～5、生物体信息测定装置；9、生物体信息测定模块；11、主体部；12、带部；13、14、操作按钮；20、计时部；30、存储部；40、控制部；410、412、照射控制部；420、422、424、426、运算部；50、52、光学传感器；54、超声波传感器；510、激光发光部；512、LED发光部；520、激光受光部；522、LED受光部；60、显示部；70、通信部；80、基板；90、外部设备；100、被检测者；110、血管；S1、S2、受光信号；f、照射时的频率；Δf、多普勒频移分量；OP、OP1、OP2、通过区域；W、宽度；D、测定深度；L、分开距离；PG(t)、容积脉波；Q(t)、血流波形；P(t)、血压；θ、照射角度；t1；t2、反射波的到达时间；d、血管直径。
具体实施方式
以下，参照附图来说明本发明的实施方式。
第一实施方式
图1是表示本发明的第一实施方式的生物体信息测定装置1安装于被检测者100的手腕的状态的图。另外，图2是生物体信息测定装置1的主视图，图3是生物体信息测定装置1的后视图。生物体信息测定装置1是无创地测定被检测者100(生物体)的生物体信息的测定设备。生物体信息测定装置1例如图1所示那样是安装于被检测者100的手腕的手表型的可穿戴设备。例如，生物体信息测定装置1是光学式的血压计，作为生物体信息，除了脉波传播速度以外，还能够测定血压、动脉硬化度。
如图2以及图3所示，生物体信息测定装置1具备主体部11与带部12。带部12卷绕在被检测者100的手腕。如图2所示，在主体部11的正面(与同被检测者100的手腕的表皮接触的面相反一侧的面)设有显示部60。例如图2所示那样，在显示部60上显示由生物体信息测定装置1测定出的被检测者100的生物体信息(血压、脉波传播速度、动脉硬化度等)。在主体部11的侧面设有两个操作按钮13、14。被检测者100通过对操作按钮13、14进行操作，例如能够指示生物体信息的测定开始或者进行与生物体信息的测定相关的各种设定等。另外，如图3所示，在主体部11的背面(与被检测者100的手腕的表皮接触的面)设有作为照射部的一个例子的激光发光部510、作为检测部的一个例子的激光受光部520。
图4是表示生物体信息测定装置1的内部构成的框图。生物体信息测定装置1例如具备操作按钮13、14、计时部20、存储部30、控制部40、光学传感器50、显示部60以及通信部70。操作按钮13、14向控制部40输出操作信号。计时部20具备振荡电路、分频电路，例如对由年、月、日、时、分、秒构成的时刻进行计时。存储部30例如具备非易失性的半导体存储器，存储控制部40执行的程序、控制部40使用的各种数据等。
控制部40是CPU(Central Processing Unit：中央处理器)、FPGA(Field-Programmable Gate Array：现场可编程门阵列)等运算处理装置，对生物体信息测定装置1整体进行控制。控制部40通过执行在存储部30中存储的程序，从而执行与生物体信息的测定等相关的各种处理。控制部40具备照射控制部410与运算部420。照射控制部410控制基于激光发光部510的激光的照射。运算部420对从激光受光部520输出的受光信号S1进行运算处理，由此求出被检测者100的生物体信息。在运算部420求出的生物体信息中例如包括脉波传播速度、血压、动脉硬化度。
此外，也能够采用将控制部40的功能分散于多个集成电路的构成、或者利用专用的电子电路来实现控制部40的一部分或者全部的功能的构成。另外，在图4中，图示了控制部40与存储部30为分开的组成部分，但也能够由ASIC(Application Specific IntegratedCircuit：专用集成电路)等实现内置存储部30的控制部40。
光学传感器50具备激光发光部510和激光受光部520。激光发光部510例如具备半导体激光、激光驱动电路等，在照射控制部410的控制之下，将作为测定波的一个例子的激光向被检测者100的手腕照射。激光发光部510照射的激光是经由谐振器的谐振射出的窄带的相干的直进光。例如，激光发光部510照射的激光的波长为850nm。
激光受光部520例如具备光电二极管等的受光元件、放大器、A/D转换器等。受光元件具有与激光发光部510照射的激光的波长相对应的窄带的带通特性，其仅使相应的波长范围的光选择性透过，而屏蔽除此以外的波长范围的光(例如太阳光、白色光等)。激光受光部520利用受光元件来接收通过了被检测者100的生物体内的激光，生成表示激光的受光强度和频率的时间变化的受光信号S1，并向运算部420输出。
显示部60例如是液晶显示器、有机EL(Electro Luminescence：电致发光)显示器。在显示部60中显示从运算部420输出的被检测者100的生物体信息等(图2)。通信部70例如控制与个人计算机、智能手机等外部设备90之间的通信。例如，通信部70通过Bluetooth(注册商标)、Wi-Fi、红外线通信等无线通信与外部设备90进行通信。另外，通信部70也能够通过经由通信电缆的有线通信与外部设备90进行通信。
图5是用于说明基于LDF法的生物体信息的测定原理的示意图。主体部11的背面(激光发光部510的发光面和激光受光部520的受光面)紧贴于被检测者100的手腕的表皮。激光发光部510照射的激光透过表皮射入到被检测者100的手腕的内部(生物体内)。射入到生物体内的激光一边反复散射、反射一边在生物体组织内扩散，其中的一部分到达激光受光部520并被受光元件进行受光。
在将激光发光部510照射的激光的频率设为f时，由表皮、真皮、皮下组织等静止组织散射的激光的频率不发生变化。与之相对，被血管110内流动的红血球等血液细胞散射的激光除了接收与血液细胞的流速相应的微量的波长移位Δf之外，根据流动着的血液细胞的量使光的强度发生变化。由此，由静止组织的频率f的散射光(激光)和因血液细胞而产生了多普勒频移的频率f+Δf的散射光(激光)相干涉。
因此，激光受光部520生成的受光信号S1产生拍频Δf的光拍频(optical beat)，成为在DC信号中重叠有光拍频频率Δf的强度调制信号那样的波形。这样，受光信号S1成为光强度的波动的速度(频率)和大小(振幅)与血液细胞的流速及其量相应的波形，因此能够通过对受光信号S1进行运算处理来求出血流量、血液量等。另外，由以上的说明可知，受光信号S1是表示通过了被检测者100的生物体内的激光的受光强度及频率的时间变化的光拍频信号。
另外，关于到达激光受光部520的激光的传播路径，示意性示出分布频率高的部分时，成为在图5中由点划线所示的香蕉形状的部分(由两个弧夹着的部分)。该通过区域OP的深度方向的宽度W在中央附近变得最宽。另外，激光发光部510与激光受光部520的分开距离L越小，测定深度D(激光发光部510照射的激光能够到达的与表皮相距的深度)越浅，分开距离L越大，测定深度D越深。由此，以将成为测定对象的血管110(例如动脉)收纳在通过区域OP中的深度方向的宽度W变得最宽的部分的方式决定激光发光部510与激光受光部520的分开距离L、或者主体部11中的两者的位置。
此外，图5所示的通过区域OP只不过是为了方便起见的图示。到达激光受光部520的激光的实际的传播路径不限于该图所示的通过区域OP内，而能够获取各种路径。另外，在该图中，为了方便起见，仅示出一根血管110，但实际上，将在到达激光受光部520的激光的传播路径上存在的所有血管成为测定对象。由此，通过对受光信号S1进行运算处理而求出的血流量、血液量成为激光受光部520接收的激光到达的范围内的生物体组织中的组织血流量、组织血液量。
图6是第一实施方式的生物体信息测定处理的流程图。例如每隔5分钟等、每当经过规定的时间便由控制部40执行该图所示的处理。此外，该图所示的处理例如也可以是在被检测者100对操作按钮13、14进行操作而指示测定的开始时或者成为基于计时部20的计时时刻被预先设定的测定开始时刻时等下执行的方式。
当开始图6的处理时，首先，控制部40内的照射控制部410控制激光发光部510而开始激光的照射(步骤S1)。由此向被检测者100的手腕照射激光，激光受光部520接收通过了被检测者100的生物体内而来的激光，并输出与接收的激光相应的受光信号S1。接下来，控制部40内的运算部420获取从激光受光部520输出的受光信号S1(步骤S2)。另外，运算部420对获取的受光信号S1(光拍频信号)进行基于高速傅立叶变换(FFT：Fast FourierTransform)的频率解析处理，计算出功率谱P(f)(步骤S3)。
接下来，运算部420使用计算出的功率谱P(f)等根据(式1)求出血流量Q的时间变化(步骤S4)。
(式1)
在此，K1是比例常数，f1、f2是截止频率，f是激光发光部510照射的激光的频率，＜I2＞是受光信号S1的全功率(full power)。
即，在步骤S4中，运算部420在对计算出的功率谱P(f)进行频率f的加权(f·P(f))，在截止频率f1～f2的范围内进行积分而求出一次矩之后，向该一次矩乘以比例常数K1，以不依赖于激光的受光强度的差异的方式通过受光信号S1的全功率＜I2＞进行标准化而计算出血流量Q。另外，运算部420例如以20毫秒等规定的周期来计算出血流量Q。
另外，运算部420与步骤S4的处理并行地使用由步骤S3计算出的功率谱P(f)等根据(式2)来求出血液量MASS的时间变化(步骤S5)。
(式2)
在此，K2是比例常数。
即，在步骤S5中，运算部420对计算出的功率谱P(f)在截止频率f1～f2的范围内进行积分而求出一次矩之后，使该一次矩比例常数K2相乘，以不依赖于激光的受光强度的差异的方式通过受光信号S1的全功率＜I2＞进行标准化而计算出血液量MASS。另外，运算部420例如以20毫秒等规定的周期来计算血液量MASS。这样求出的血液量MASS的时间变化相当于血管截面积A的时间变化。
此外，血流量Q、血管截面积A(血液量MASS)的计算周期只要是对脉波的一拍而足够小的周期，能够确定为任意的时间长度。另外，运算部420也可以例如每1kHz计算出血流量Q、血管截面积A之后，将其例如以50Hz左右的周期使其平滑化。
接下来，运算部420使用由步骤S4求出的血流量Q的时间变化与由步骤S5求出的血管截面积A的时间变化，根据(式3)来求出脉波传播速度PWV(步骤S6)。
(式3)
另外，运算部420在由步骤S6求出的脉波传播速度PWV之外，使用由步骤S5求出的血管截面积A的时间变化(A(t))等，根据(式4)来求出血压(步骤S7)。此外，在步骤S7中，作为血压，可以求出由P(t)表示的血压的时间变化，也可以求出最大血压(收缩期血压)与最小血压(扩张期血压)。
(式4)
在此，p是平均动脉压，ρ是血液的质量密度(固定值)，a是血管截面积的时间平均。
接下来，运算部420使用由步骤S6求出的脉波传播速度PWV来决定动脉硬化度(步骤S8)。例如，动脉硬化度如图2所示能够由“优”、“中”、“差”这样的三阶段的指标表示。脉波传播速度PWV越快，动脉越硬，脉波传播速度PWV越慢，动脉越软。由此，例如，将相对于“优”、“中”、“差”分别确定脉波传播速度PWV的数值范围而成的数据表预先存储于存储部30，参照该数据表，根据由步骤S6求出的脉波传播速度PWV的值来决定动脉硬化度。此外，运算部420在脉波传播速度PWV的值之外，也可以考虑被检测者100的性别、年龄等来决定动脉硬化度。
之后，控制部40将由步骤S6求出的脉波传播速度PWV、由步骤S7求出的血压(例如最大血压以及最小血压)、由步骤S8决定的动脉硬化度与指示显示的指令一并向显示部60输出(步骤S9)，结束生物体信息测定处理。由此，例如图2所示那样，在脉波传播速度PWV之外，将血压、动脉硬化度显示于显示部60。
如以上说明那样根据本实施方式，生物体信息测定装置1根据血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化求出脉波传播速度PWV，因此不需要向例如手指与手腕等多个测定部位安装光学传感器50，测定部位可以是一处，在此基础上，测定所使用的光学传感器50(激光发光部510以及激光受光部520)也可以是一个。由此，能够使生物体信息测定装置1小型化。
另外，根据本实施方式，生物体信息测定装置1能够通过基于使用激光的LDF法的测定求出为了求得脉波传播速度PWV所需的血流量Q的时间变化与血管截面积A的时间变化这两者。另外，生物体信息测定装置1中，作为被检测者100的生物体信息，在脉波传播速度PWV之外能够求出血压、动脉硬化度，能够无创地且无加压地在长期范围内连续测定这些生物体信息。
第二实施方式
图7是表示本发明的第二实施方式的生物体信息测定装置2的内部构成的框图。在本实施方式中，对与第一实施方式共同的成分标注在第一实施方式中使用的附图标记而适当省略说明。第二实施方式的生物体信息测定装置2中，在脉波传播速度PWV的计算中使用的“血管截面积A的时间变化”的求得方法与第一实施方式所说明的方法不同。另外，第二实施方式的生物体信息测定装置2中，作为被检测者100的生物体信息而能够测定容积脉波。关于除以上两点以外的其它部分，与第一实施方式的生物体信息测定装置1相同，在图7所示的生物体信息测定装置2中，与图4所示的生物体信息测定装置1的不同之处仅在于运算部422。
由此，在本实施方式的生物体信息测定装置2中，激光发光部510也向被检测者100的手腕照射激光。另外，激光受光部520接收通过了被检测者100的生物体内而来的激光，生成作为光拍频信号的受光信号S1而向运算部422输出。
图8是第二实施方式的生物体信息测定处理的流程图。该图所示的处理由控制部40执行的契机与第一实施方式所说明的图6的处理相同。开始图8的处理时，首先，控制部40内的照射控制部410控制激光发光部510开始激光的照射(步骤S21)。另外，控制部40内的运算部422获取从激光受光部520输出的受光信号S1(步骤S22)。
接下来，运算部422对获取的受光信号S1(光拍频信号)进行基于高速傅立叶变换的频率解析处理而计算出功率谱P(f)(步骤S23)。另外，运算部422使用计算出的功率谱P(f)等根据第一实施方式所说明的(式1)求出血流量Q的时间变化(步骤S24)。以上的步骤S21～S24所示的处理与第一实施方式所说明的步骤S1～S4的处理相同。
另外，与步骤S23、S24的处理并行地，运算部422进行检测容积脉波的处理(步骤S25)、以及求出血管截面积A的时间变化的处理(步骤S26)。首先，对检测容积脉波的处理进行说明时，如第一实施方式所述那样，因在血管110内流动的红血球等血液细胞而散射的激光不仅受到与血液细胞的流速相应的多普勒频移，还与流动的血液细胞的量相应地改变光的强度。
换句话说，照射到生物体内的激光的一部分被在血管110内流动的血液细胞(主要是血红蛋白)吸收。另外，血管110以与心跳同等的周期反复膨胀和收缩。由此，在膨胀时与收缩时，血管110内的血液细胞的量不同，因此激光受光部520接收的激光的强度与血管110的脉动相应地周期性变动，该变动成分也包含于受光信号S1。
另外，在由步骤S23计算功率谱P(f)的情况下，运算部422将受光信号S1分割为具有例如20毫秒等规定的时间长度的多个区间，以每个分割后的区间进行高速傅立叶变换。运算部422例如按每个为进行高速傅立叶变换而分割后的区间，根据(式5)来计算该区间内的受光信号S1的全功率＜I2＞。由此，由于例如每隔20毫秒计算受光信号S1的全功率＜I2＞，因此求出受光信号S1的全功率＜I2＞的时间变化(步骤S25)。
(式5)
在此，I是受光元件接收的激光的强度(受光强度)。
由该步骤S25求出的受光信号S1的全功率＜I2＞的时间变化相当于被检测者100的手腕的容积脉波。例如，当将对应于各区间而计算出的受光信号S1的全功率＜I2＞的值依次标示于图表上时，生成图9所示的容积脉波PG(t)的波形。此外，该图所示的血流波形Q(t)通过对由步骤S24求出的血流量Q的时间变化进行曲线图化而成。该图9所示的容积脉波PG(t)与血流波形Q(t)大体相当于脉波的一拍的量。
接下来，当对求出血管截面积A的时间变化的处理进行说明时，运算部422例如按每个为进行高速傅立叶变换而分割后区间，利用郎伯-比尔定律，根据(式6)计算血管直径d，将其代入(式7)来计算血管截面积A。由此，由于例如每隔20毫秒便计算出血管截面积A，因此求出血管截面积A的时间变化(步骤S26)。
(式6)
在此，k是血液的吸光系数，I0是激光发光部510照射的激光的强度(照射强度)。
(式7)
此外，在本实施方式中，血流量Q、血管截面积A的计算周期也不限于20毫秒，只要是相对于脉波的一拍而足够小的周期即可，也能够确定为任意的时间长度。
以下，步骤S27～S30所示的处理与第一实施方式所说明的步骤S6～S9的处理相同。即，运算部422使用由步骤S24求出的血流量Q的时间变化与由步骤S26求出的血管截面积A的时间变化，根据第一实施方式所说明的(式3)求出脉波传播速度PWV(步骤S27)。另外，运算部422使用第一实施方式所说明的(式4)来求出血压(步骤S28)。图10示出血压P(t)的波形的一个例子。该图所示的血压P(t)的波形也大体相当于脉波的一拍量。
另外，运算部422使用由步骤S27求出的脉波传播速度PWV来决定动脉硬化度(步骤S29)。之后，控制部40将运算部422求出的脉波传播速度PWV、血压、动脉硬化度与指示显示的指令一并向显示部60输出(步骤S30)，结束生物体信息测定处理。此外，也可以将容积脉波PG(t)、血流波形Q(t)、血压P(t)等的波形显示于显示部60。
如以上说明的那样根据本实施方式，除了起到与第一实施方式相同的效果以外，作为被检测者100的生物体信息还能够测定容积脉波。即，第二实施方式的生物体信息测定装置2通过使用了激光的LDF法的测定，在脉波传播速度、血压、动脉硬化度之外还能够测定容积脉波。另外，能够由一个种类的光学传感器50(激光发光部510以及激光受光部520)同时测定这些生物体信息。
第三实施方式
图11是表示本发明的第三实施方式的生物体信息测定装置3的内部构成的框图。在本实施方式中，对与第一实施方式共同的成分也标记第一实施方式所使用的附图标记而适当省略说明。第三实施方式的生物体信息测定装置3代替激光而使用LED(LightEmitting Diode：发光二极管)光来测定被检测者100的生物体信息。在图11所示的生物体信息测定装置3中，与图4所示的生物体信息测定装置1的不同之处在于照射控制部412、光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)、受光信号S2、运算部424。
照射控制部412控制基于LED发光部512的LED光的照射。LED发光部512例如具备LED，在照射控制部412的控制之下，将测定波的一个例子即LED光向被检测者100的手腕照射。LED发光部512照射的LED光与第一实施方式所说明的激光相比较为在宽带中非相干的光，是非激光的一个例子。例如，LED发光部512照射的LED光的波长为535nm。
LED受光部522例如具备光电二极管等受光元件、放大器、A/D转换器等。受光元件具有与LED发光部512照射的LED光的波长对应的带通特性，仅使相应的波长范围的光选择性透过，屏蔽除此以外的波长范围的光。LED受光部522利用受光元件来接收通过了被检测者100的生物体内而来的LED光，生成表示LED光的受光强度的时间变化的受光信号S2而向运算部424输出。运算部424通过对从LED受光部522输出的受光信号S2进行运算处理，从而求出被检测者100的生物体信息。
此外，LED发光部512照射的LED光也透过表皮向被检测者100的生物体内射入，之后一边在生物体组织内反复散射、反射一边扩散，其中的一部分到达LED受光部522，由受光元件进行受光。另外，射入到生物体内的LED光的一部分被在血管110内流动的血液细胞(主要是血红蛋白)吸收。血管110内的血液细胞的量在血管110的膨胀时与收缩时不同，因此LED受光部522生成的受光信号S2与血管110的脉动相应地使振幅周期性变动。
图12是第三实施方式的生物体信息测定处理的流程图。该图所示的处理被控制部40执行的契机与第一实施方式所说明的图6的处理相同。开始图12的处理时，首先，控制部40内的照射控制部412控制LED发光部512而开始LED光的照射(步骤S41)。由此向被检测者100的手腕照射LED光，LED受光部522接收通过了被检测者100的生物体内而来的LED光，输出与接收的LED光相应的受光信号S2。另外，控制部40内的运算部424获取从LED受光部522输出的受光信号S2(步骤S42)。
接下来，运算部424将获取的受光信号S2分割为具有例如20毫秒等规定的时间长度的多个区间。另外，运算部424按每个分割后的区间，使用第二实施方式所说明的(式5)来计算该区间内的受光信号S2的全功率＜I2＞。由此，例如每隔20毫秒便计算受光信号S2的全功率＜I2＞，因此求出受光信号S2的全功率＜I2＞的时间变化(步骤S43)。该受光信号S2的全功率＜I2＞的时间变化相当于容积脉波。例如，如果将按各区间而计算出的受光信号S2的全功率<I2>的值依次标示于图表上，生成图9所示的容积脉波PG(t)的波形。
另外，由步骤S43求出的受光信号S2的全功率＜I2＞的时间变化也相当于血液的体积V的时间变化。由此，运算部424使用由步骤S43求出的受光信号S2的全功率＜I2＞的时间变化(＝血液的体积V的时间变化(V(t))，根据(式8)求出血流量Q的时间变化(步骤S44)。即，运算部424例如每隔20毫秒对血液的体积V[m3]进行时间微分，计算作为体积速度的血流量Q[m3/s]。
(式8)
另外，与步骤S44的处理并行地，运算部424使用第二实施方式所说明的(式6)以及(式7)来求出血管截面积A的时间变化(步骤S45)。即，运算部424例如每隔20毫秒利用郎伯-比尔定律根据(式6)计算血管直径d，将其代入(式7)来计算血管截面积A。此外，在本实施方式中，血流量Q、血管截面积A的计算周期也不限于20毫秒，只要是对脉波的一拍而足够小的周期即可，也能够确定为任意的时间长度。
以下，步骤S46～S49所示的处理与第一实施方式所说明的步骤S6～S9的处理相同。即，运算部424使用由步骤S44求出的血流量Q的时间变化与由步骤S45求出的血管截面积A的时间变化，根据第一实施方式所说明的(式3)来求出脉波传播速度PWV(步骤S46)。另外，运算部424使用第一实施方式所说明的(式4)来求出血压(步骤S47)。
另外，运算部424使用由步骤S46求出的脉波传播速度PWV决定动脉硬化度(步骤S48)。之后，控制部40将运算部424求出的脉波传播速度PWV、血压、动脉硬化度与指示显示的指令一并向显示部60输出(步骤S49)，结束生物体信息测定处理。此外，与第二实施方式的情况相同，也可以将容积脉波PG(t)、血流波形Q(t)、血压P(t)等波形显示于显示部60。
如以上说明那样在本实施方式的生物体信息测定装置3中，也根据血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化来求出脉波传播速度PWV，因此不需要例如在手指和手腕等多个测定部位安装光学传感器52，测定部位可以是一处，此外测定所使用的光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)也可以是一个。由此，能够使生物体信息测定装置3小型化。
另外，根据本实施方式，生物体信息测定装置3能够通过使用了LED光的测定来求出为了求出脉波传播速度PWV所需的血流量Q的时间变化与血管截面积A的时间变化这两者。另外，生物体信息测定装置3中，作为被检测者100的生物体信息，在脉波传播速度PWV之外能够求出血压、动脉硬化度、容积脉波，能够无创地且无加压地在长期范围内连续测定这些生物体信息。另外，能够利用一个种类的光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)同时测定这些生物体信息。
第四实施方式
图13是表示本发明的第四实施方式的生物体信息测定装置4的内部构成的框图。在本实施方式中，对与第一实施方式或第三实施方式共同的成分标注这些实施方式所使用的附图标记而适当省略说明。第四实施方式的生物体信息测定装置4使用激光与LED光这两者来测定被检测者100的生物体信息。在图13所示的生物体信息测定装置4中，与图4所示的生物体信息测定装置1的不同之处在于照射控制部414、光学传感器50、52(激光发光部510、LED发光部512、激光受光部520以及LED受光部522)、受光信号S1、S2、运算部426。
此外，在图13中，激光发光部510以及激光受光部520构成光学传感器50，LED发光部512以及LED受光部522构成光学传感器52。另外，在本实施方式中，光学传感器50(激光发光部510以及激光受光部520)与第一实施方式所说明的光学传感器50(激光发光部510以及激光受光部520)相同，光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)与第三实施方式所说明的光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)相同。
激光发光部510是第一照射部的一个例子，是第一实施方式所说明的激光发光部510。该激光发光部510在照射控制部414的控制之下将激光向被检测者100的手腕照射。激光受光部520是第一检测部的一个例子，是第一实施方式所说明的激光受光部520。该激光受光部520接收通过了被检测者100的生物体内的激光，生成表示激光的受光强度以及频率的时间变化的受光信号S1(光拍频信号)而向运算部426输出。
LED发光部512是第二照射部的一个例子，是第三实施方式所说明的LED发光部512。该LED发光部512在照射控制部414的控制之下向被检测者100的手腕照射LED光。LED受光部522是第二检测部的一个例子，是第三实施方式所说明的LED受光部522。该LED受光部522接收通过了被检测者100的生物体内的LED光，生成表示LED光的受光强度的时间变化的受光信号S2而向运算部426输出。
照射控制部414控制基于激光发光部510的激光的照射与基于LED发光部512的LED光的照射。另外，运算部426通过对从激光受光部520输出的受光信号S1与从LED受光部522输出的受光信号S2进行运算处理，求出被检测者100的生物体信息。
图14是表示光学传感器50、52的配置的图。针对到达激光受光部520的激光的传播路径，当示意性表示分布频率高的部分时，成为该图中点划线所示的香蕉形状的部分(OP1)。同样，针对到达LED受光部522的LED光的传播路径，当示意性表示分布频率高的部分时，成为该图中虚线所示的香蕉形状的部分(OP2)。以使激光的通过区域OP1中的深度方向的宽度变得最宽的中央附近的部分与LED光的通过区域OP2中的深度方向的宽度变得最宽的中央附近的部分重叠、并且在两者的重叠部分收纳成为测定对象的血管110的方式决定激光发光部510、激光受光部520、LED发光部512以及LED受光部522的位置。
此外，对于图14所示的通过区域OP1、OP2，也不过是方便表示的图像。到达激光受光部520的激光的实际的传播路径不限于该图所示的通过区域OP1内，能够获取各种路径。同样，对于到达LED受光部522的LED光的实际的传播路径，不限于该图所示的通过区域OP2内，能够获取各种路径。另外，在该图中，为了方便起见，仅图示一根血管110，但实际上，在到达激光受光部520的激光的传播路径上、或者到达LED受光部522的LED光的传播路径上存在的所有血管成为测定对象。
图15是第四实施方式的生物体信息测定处理的流程图。该图所示的处理由控制部40执行的契机与第一实施方式所说明的图6的处理相同。当开始图15的处理时，首先，控制部40内的照射控制部414控制激光发光部510开始激光的照射，并且控制LED发光部512开始LED光的照射(步骤S61)。由此向被检测者100的手腕照射激光与LED光。激光受光部520接收通过了被检测者100的生物体内的激光，输出与接收的激光相应的受光信号S1。另外，LED受光部522接收通过了被检测者100的生物体内的LED光，输出与接收的LED光相应的受光信号S2。另外，控制部40内的运算部426获取从激光受光部520输出的受光信号S1与从LED受光部522输出的受光信号S2(步骤S62)。
接下来，运算部426对获取的受光信号S1(光拍频信号)进行基于高速傅立叶变换的频率解析处理而计算功率谱P(f)(步骤S63)。另外，运算部426使用计算出的功率谱P(f)等，根据第一实施方式所说明的(式1)来求出血流量Q的时间变化(步骤S64)。该步骤S63、S64所示的处理与第一实施方式所说明的步骤S3、S4的处理相同。
另外，与步骤S63、S64的处理并行地、运算部426例如以每20毫秒等规定的周期，使用第二实施方式所说明的(式5)计算受光信号S2的全功率＜I2＞，并求出受光信号S2的全功率＜I2＞的时间变化(步骤S65)。另外，运算部426例如以每20毫秒等规定的周期，使用第二实施方式所说明的(式6)以及(式7)来计算血管截面积A，求出血管截面积A的时间变化(步骤S66)。该步骤S65、S66所示的处理与第三实施方式所说明的步骤S43、S45的处理相同。
这样在本实施方式中，通过使用激光的LDF法的测定来求出血流量Q的时间变化，另一方面由使用LED光的容积脉波的测定来求出血管截面积A的时间变化。此外，在本实施方式中，血流量Q、血管截面积A的计算周期也不限于20毫秒，只要是对脉波的一拍而足够小的周期，能够确定为任意的时间长度。
以下，步骤S67～S70所示的处理与第一实施方式所说明的步骤S6～S9的处理相同。即，运算部426使用由步骤S64求出的血流量Q的时间变化与由步骤S66求出的血管截面积A的时间变化，根据第一实施方式所说明的(式3)来求出脉波传播速度PWV(步骤S67)。另外，运算部426使用第一实施方式所说明的(式4)求出血压(步骤S68)。
另外，运算部426使用由步骤S67求出的脉波传播速度PWV来决定动脉硬化度(步骤S69)。之后，控制部40将运算部426求出的脉波传播速度PWV、血压、动脉硬化度与指示显示的指令一并向显示部60输出(步骤S70)，结束生物体信息测定处理。此外，与第二实施方式的情况相同，也可以将容积脉波PG(t)、血流波形Q(t)、血压P(t)等波形显示于显示部60。
如以上说明那样根据本实施方式，生物体信息测定装置4通过使用了激光的LDF法的测定来求出血流量Q的时间变化，另一方面根据使用了LED光的容积脉波的测定来求出血管截面积A的时间变化。在此，关于血流量Q的时间变化，通过使用了激光的LDF法的测定来求出的情况与根据使用了LED光的容积脉波的测定来求出的情况相比，能够准确地求出该变化。另外，关于血管截面积A的时间变化，与通过使用了激光的LDF法的测定来求出的情况相比，根据使用了LED光的容积脉波的测定来求出的情况能够准确地求出该变化。
由此，根据本实施方式，虽然需要具备两种光学传感器50、52，但在与第一实施方式～第三实施方式的生物体信息测定装置1～3相比较的情况下，能够更准确地求出血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化，因此能够提高脉波传播速度PWV的计算精度。
另外，根据本实施方式，由于使用从相同的部位(手腕)求出的血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化而求出脉波传播速度PWV，因此能够准确地求出局部(手腕)的脉波传播速度PWV。另外，通过将照射激光来测定血流量Q的时间变化的部位与照射LED光来测定血管截面积A的时间变化的部位设为相同，与不相同的情况相比，能够使生物体信息测定装置4小型化。
＜变形例＞
以上例示的各实施方式能够各种各样地变形。具体的变形方式如以下例示。此外，从以下的例示任意选择出的两种以上的方式能够在相互不矛盾的范围内适当组合。
(1)当以第一实施方式的情况为例进行说明时，生物体信息测定装置1可以如图1所示以使主体部11位于手掌侧的方式安装于手腕，也可以通过使主体部11位于手背侧的方式安装于手腕。另外，激光发光部510与激光受光部520中的一方以上也可以不设于主体部11而是设于带部12的内周面。另外，生物体信息测定装置1也可以是能够安装于现有的手表的带部的可穿戴设备。这些变形对于由第二实施方式～第四实施方式所说明的生物体信息测定装置2～4也是相同的。
(2)生物体信息测定装置1～4具备存储卡等小型的记录介质用的读写器，但也可以是经由记录介质能够与外部设备90交换数据的构成。
(3)当以第一实施方式的情况为例进行说明时，在生物体信息测定装置1(图4)中，操作按钮13、14、计时部20、通信部70并非必须的构成成分。另外，生物体信息测定装置1可以是将脉波传播速度、血压、动脉硬化度等测定结果经由通信部70向外部设备90输出的构成，在这种情况下，不一定需要将显示部60设于生物体信息测定装置1。另外，例如图16所示，生物体信息测定装置可以是具有将光学传感器50(激光发光部510以及激光受光部520)、控制部40、存储部30安装在基板80(例如布线基板)上的构成的生物体信息测定模块9，也可以将这样的测定组件9组装于手表等现有的可穿戴设备。在这种情况下，作为生物体信息测定模块9(生物体信息测定装置)的构成成分，也不需要主体部11的壳体、带部12。这些变形对于第二实施方式～第四实施方式所说明的生物体信息测定装置2～4也是相同的。
(4)在第四实施方式中，期望使照射激光来测定血流量Q的时间变化的部位与照射LED光来测定血管截面积A的时间变化的部位是基本相同的部位。然而，两者不一定限定于相同的部位，例如，也可以是手腕中的手掌侧与手背侧等不同部位。
(5)在第四实施方式的生物体信息测定装置4中，也可以采用没有分别具备激光受光部520与LED受光部522而是具备一个受光部的构成，该受光部具备接收激光发光部510照射的激光与LED发光部512照射的LED光这两者的单体的受光元件。在这种情况下，受光部所具备的受光元件具有与激光发光部510照射的激光的波长与LED发光部512照射的LED光的波长这两者对应的带通特性。另外，受光部生成表示通过了被检测者100的生物体内的激光的受光强度以及频率的时间变化的受光信号S1(光拍频信号)与表示通过了被检测者100的生物体内的LED光的受光强度的时间变化的受光信号S2。根据以上的构成，受光部可以是一个，由于不需要分别具备激光用的受光部与LED光用的受光部，因此在与第四实施方式的生物体信息测定装置4相比较的情况下，简化生物体信息测定装置的构成，能够更加小型化。
(6)成为测定对象的部位不限于手腕，也可以是手指、手臂、脚、头等。由此，生物体信息测定装置1～4不限于手表型，只要是能够安装于被检测者100的身体中的成为测定对象的部位的可穿戴设备即可。例如，生物体信息测定装置1～4也可以是由带部固定于被检测者100的上臂的智能手机等。另外，本发明的生物体信息测定装置不限于可穿戴设备。例如也可以在医疗机构等所使用的固定式血压计等中应用本发明。在这种情况下，使探针与成为测定对象的部位接触而进行生物体信息的测定。
(7)激光、LED光的波长不限于各实施方式所例示的波长，能够考虑生物体内的传播特性、被血液吸收的程度等来适当确定。另外，也可以代替LED光而使用SLD(SuperLuminescent Diode：超发光二极管)光，非激光不限于LED光。
(8)向生物体照射的测定波不限于激光、LED光等光，也可以是超声波等声波。图17是用于说明使用了超声波传感器54的生物体信息的测定原理的示意图。本变形例的生物体信息测定装置5代替光学传感器而具备超声波传感器54。超声波传感器54具备将作为测定波的一个例子的超声波向被检测者100(生物体)照射的照射部以及检测从生物体内反射来的超声波的检测部。
例如，在将超声波传感器54内的照射部对血管110以角度θ照射的超声波(照射波)的频率设为f时，被在血管110内流动的红血球等血液细胞反射的超声波(反射波)受到与血液细胞的流速相应的多普勒频移，其频率变化为f+Δf。由此，在生物体信息测定装置5中，通过测定对照射波的反射波的频率变化Δf，与使用了激光的LDF法的测定的情况同样地能够求出血流量Q的时间变化。
另外，在生物体信息测定装置5中，根据被血管110中的表皮侧的壁反射的超声波的到达时间t1与被血管110中的与表皮相反一侧的壁反射的超声波的到达时间t2的时间差Δt(t2-t1)来测定血管直径d，通过将测定出的血管直径d的值代入所述的(式7)来求出血管截面积A。由此，在生物体信息测定装置5中，通过例如以每20毫秒等规定的周期，计算出血管截面积A，能够求出血管截面积A的时间变化。
根据以上，在代替光学传感器而具备超声波传感器54的生物体信息测定装置5中，也能够根据血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化使用所述的(式3)来求出脉波传播速度PWV。另外，在生物体信息测定装置5中，也能够在求出脉波传播速度PWV之后使用所述的(式4)来求出血压P(t)，或者根据脉波传播速度PWV的值来决定动脉硬化度。
此外，在作为测定波而使用超声波等声波的情况下，根据被血管110的近前侧的壁与里侧的壁反射的两个反射波的到达时间差Δt(t2-t1)来求出血管截面积A的时间变化。由此，成为测定对象的血管110限于具有一定程度的粗度的血管。另外，由于成为测定对象的血管110受到粗度限制，因此超声波传感器54的设置位置的自由度也较低。
与之相对，在如上述的各实施方式所说明的那样作为测定波而使用激光、LED光等光的情况下，利用照射的光的一部分被血液吸收的性质而求出血管截面积A的时间变化。由此，成为测定对象的血管110不限于具有一定程度的粗度的血管。即，成为测定对象的血管110也可以是比作为测定波使用声波的情况细的血管，成为测定对象的候补的血管的数量比作为测定波使用声波的情况多，因此光学传感器50、52的设置位置的自由度也较高。
这样尤其是在可穿戴型的生物体信息测定装置的情况下，作为测定波使用光而非声波的情况下，在成为测定对象的血管110的粗度不受限制这点、传感器的设置位置的自由度高这点是有利的。另外，光学传感器的传感器本身的尺寸比声波传感器小，因此该点也有利于小型化。
(9)生物体信息测定装置也可以是作为生物体信息而仅测定脉波传播速度的构成。另外，生物体信息测定装置也可以是在脉波传播速度之外测定血压、动脉硬化度与容积脉波中的任一者以上的构成。另外，也可以是除了这些生物体信息之外测定脉搏数、血流速度等的构成。
(10)生物体信息测定装置不限于将照射部与检测部并排配置、检测从测定部位反射来的测定波的反射型，例如也可以是隔着指尖等测定部位在与照射部相对的位置设置检测部并检测透过测定部位的测定波的透过式。
(11)成为测定对象的血管也可以不是动脉而是细动脉。在这种情况下，由于成为测定对象的血管处于比动脉浅的部分，因此能够减小照射部与检测部的分开距离，能够使生物体信息测定装置更加小型化。另外，成为测定对象的生物体也可以是人以外的动物。
Claims (9)
1.一种生物体信息测定装置，其特征在于，
具备：
照射部，向生物体照射作为测定波的光或者声波；
检测部，检测通过了所述生物体内的所述测定波；以及
运算部，基于所述检测部的检测结果来求出血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，并根据所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度。
2.根据权利要求1所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部利用所述脉波传播速度来求出血压或者动脉硬化度。
3.根据权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述测定波是激光，
所述检测部生成表示通过了所述生物体内的所述激光的受光强度及频率的时间变化的光拍频信号，
所述运算部根据所述检测部生成的所述光拍频信号来求出所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化。
4.根据权利要求3所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部求出所述光拍频信号的全功率的时间变化。
5.根据权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述测定波是非激光，
所述检测部生成表示通过了所述生物体内的所述非激光的受光强度的时间变化的受光信号，
所述运算部根据所述检测部生成的所述受光信号来求出所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化。
6.根据权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述照射部具备向所述生物体照射激光的第一照射部和向所述生物体照射非激光的第二照射部，
所述检测部具备检测通过了所述生物体内的所述激光的第一检测部和检测通过了所述生物体内的所述非激光的第二检测部，
所述运算部基于所述第一检测部的检测结果而求出所述血流量的时间变化，并基于所述第二检测部的检测结果而求出所述血管截面积的时间变化。
7.根据权利要求1或2所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述照射部具备向所述生物体照射激光的第一照射部和向所述生物体照射非激光的第二照射部，
所述检测部检测通过了所述生物体内的所述激光及所述非激光，所述运算部基于所述检测部对所述激光的检测结果而求出所述血流量的时间变化，并基于所述检测部对所述非激光的检测结果而求出所述血管截面积的时间变化。
8.根据权利要求6或7所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
在所述生物体中，照射所述激光来求出所述血流量的时间变化的部位与照射所述非激光来求出所述血管截面积的时间变化的部位相同。
9.一种生物体信息测定方法，其特征在于，
包括：
向生物体照射作为测定波的光或者声波；
检测通过了所述生物体内的所述测定波；以及
基于检测结果来求出血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，并根据所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化来求出脉波传播速度。
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