CN107149471A - 生物体信息测定装置以及生物体信息测定方法 - Google Patents

生物体信息测定装置以及生物体信息测定方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及生物体信息测定装置以及生物体信息测定方法，其可以无创且无加压地高精度求得血管的硬化度。生物体信息测定装置(1)具备：照射部(510)，将作为测定波的光或者声波照射于生物体；检测部(520)，检测通过了生物体内的测定波；以及运算部(420)，基于检测部(520)的检测结果，求得血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，并采用血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化，将表示血流量或血管截面积的时间变化的波形分离为行进波分量的波形和反射波分量的波形，从而根据行进波分量的波形以及反射波分量的波形来求得血管的硬化度。

Description

生物体信息测定装置以及生物体信息测定方法
技术领域
本发明涉及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，采用组合了多个虚拟血流波形而推断出的血流波形将在压迫了测定部位的状态下检测到的脉波波形分离为射血波和反射波，基于射血波和反射波的关系来计算出动脉硬化度。此外，在专利文献2中记载有，采用拟合函数将从生物体检测到的脉波波形分离为入射波和反射波，基于入射波和反射波的振幅强度之差或之比来评价动脉硬化度。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第5573550号公报
专利文献2：日本专利第5016718号公报
在专利文献1、2中，将脉波波形分离为行进波和反射波时，采用了组合多个虚拟血流波形而推断出的血流波形(专利文献1)、或拟合函数(专利文献2)，但是，这些均不是从被检测者直接测定得到的物理量，因此，无法高精度地求得动脉硬化度。
发明内容
本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于无创且无加压地高精度求得血管的硬化度。
本发明的第一方面所涉及的生物体信息测定装置，其特征在于，具备：照射部，将作为测定波的光或者声波照射于生物体；检测部，检测通过了所述生物体内的所述测定波；运算部，基于所述检测部的检测结果，求得血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，采用所述血流量的时间变化以及所述血管截面积的时间变化，将表示所述血流量的时间变化或所述血管截面积的时间变化的波形分离为行进波分量的波形和反射波分量的波形，并根据所述行进波(progressive-wave)分量(成分)的波形以及所述反射波分量(成分)的波形来求得血管的硬化度。
根据以上构成，生物体信息测定装置采用基于检测部的检测结果而求得的血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化，将表示血流量或血管截面积的时间变化的波形分离为行进波分量的波形和反射波分量的波形，并根据分离了的两个波形而求得血管的硬化度。这里，血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化均是基于检测部的检测结果而求得的，是从被检测者直接测定获得的物理量，因此，和专利文献1、2的情况相比，可以高精度地求得血管的硬化度。此外，生物体信息测定装置采用光或声波作为测定波，因此，可以无创地求得血管的硬化度，而且，也不会采用袖带等对测定部位进行加压。因此，根据本发明，可以无创且无加压地高精度求得血管的硬化度。
此外，在本发明的第一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述运算部采用所述行进波分量的波形的峰值以及所述反射波分量的波形的峰值来求得血管的硬化度(第二方面)。例如，脉波是从心脏送出并朝向末梢的顺行性的行进波与行进波的一部分在末梢等反射而产生的逆行性的反射波的合成波，与其同样地，表示血流量或血管截面积的时间变化的波形也是行进波分量的波形和反射波分量的波形的合成波。此外，反射波分量的波形的振幅随末梢血管的阻力而大小发生变化，血管壁越硬则越大。因此，例如可以采用行进波分量的波形的峰值与反射波分量的波形的峰值之比或之差等分离了的两个波形的峰值来求得血管的硬化度。
此外，在本发明的第一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述运算部采用所述行进波分量的波形的时间积分值以及所述反射波分量的波形的时间积分值来求得血管的硬化度(第三方面)。如上所述，反射波分量的波形的振幅是血管壁越硬则越大。因此，例如可以采用行进波分量的波形的时间积分值与反射波分量的波形的时间积分值之比或之差等分离了的两个波形的时间积分值来求得血管的硬化度。
此外，在本发明的第一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述运算部采用所述行进波分量的波形与所述反射波分量的波形的时间差来求得血管的硬化度(第四方面)。反射波分量的波形是血管壁越硬则传播得越快。因此，例如可以采用行进波分量的波形的峰值与反射波分量的波形的峰值的时间差等分离了的两个波形的时间差来求得血管的硬化度。
此外，在本发明的第一～第四方面中任一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述运算部根据所述血流量的时间变化以及所述血管截面积的时间变化来求得脉波传播速度(第五方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置除了可以求得血管的硬化度之外，还可以求得脉波传播速度。
此外，在本发明的第五方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述运算部采用所述脉波传播速度来求得血压(第六方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置除了可以求得血管的硬化度和脉波传播速度之外，还可以求得血压。
此外，在本发明的第一～第六方面中任一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，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以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，求得所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化(第七方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置可以通过采用了激光的激光多普勒血流量测定法(下面，称为LDF法)的测定，求得用于分离表示血流量或血管截面积的时间变化的波形的血流量的时间变化和血管截面积的时间变化这两者。
此外，在本发明的第七方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述运算部求得所述光拍频信号的全功率(full power)的时间变化(第八方面)。光拍频信号的全功率的时间变化相当于容积脉波。因此，根据第八方面所涉及的生物体信息测定装置，通过采用了激光的LDF法的测定，除了可以求得血管的硬化度之外，还可以求得容积脉波。
此外，在本发明的第一～第六方面中任一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，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，求得所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化(第九方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置可以通过采用了非激光的测定，求得用于分离表示血流量或血管截面积的时间变化的波形的血流量的时间变化和血管截面积的时间变化这两者。
此外，在本发明的第一～第六方面中任一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述照射部具备向生物体照射激光的第一照射部、以及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、以及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求得血流量的时间变化，并基于所述第二检测部的检测结果求得血管截面积的时间变化(第十方面)。在这种情况下，生物体信息测定装置通过采用了激光的测定来求得血流量的时间变化，另一方面，通过采用了非激光的测定来求得血管截面积的时间变化。因此，可以准确地求得血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化，因此，可以提高血管的硬化度的计算精度。
此外，在本发明的第一～第六方面中任一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，所述照射部具备向生物体照射激光的第一照射部、以及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以及所述非激光，所述运算部基于所述检测部对所述激光的检测结果而求得血流量的时间变化，并基于所述检测部对所述非激光的检测结果而求得血管截面积的时间变化(第十一方面)。在这种情况下，检测部有一个即可，无需分别具备激光用的检测部和非激光用的检测部。因此，在和本发明的第十方面所涉及的生物体信息测定装置相比较时，可以使生物体信息测定装置的构成简单化、使其更加小型化。
此外，在本发明的第十方面或第十一方面所涉及的生物体信息测定装置中，也可以是，在所述生物体中，照射所述激光来求得血流量的时间变化的部位和照射所述非激光来求得血管截面积的时间变化的部位是相同的(第十二方面)。在这种情况下，采用从相同部位求得的血流量的时间变化以及血管截面积的时间变化来分离表示血流量或血管截面积的时间变化的波形，从而求得血管的硬化度，因此，可以准确地求得局部(测定部位)的血管的硬化度。此外，通过使照射激光来求得血流量的时间变化的部位与照射非激光来求得血管截面积的时间变化的部位相同，从而和不相同时相比，可以使生物体信息测定装置小型化。
此外，本发明的第十三方面所涉及的生物体信息测定方法，其特征在于，包括：将作为测定波的光或声波照射于生物体；检测通过了所述生物体内的所述测定波；基于检测结果，求得血流量的时间变化和血管截面积的时间变化；采用所述血流量的时间变化以及所述血管截面积的时间变化，将表示所述血流量的时间变化或所述血管截面积的时间变化的波形分离为行进波分量的波形和反射波分量的波形；根据所述行进波分量的波形以及所述反射波分量的波形来求得血管的硬化度。根据该发明，可以发挥和本发明的第一方面所涉及的生物体信息测定装置同样的作用效果。
附图说明
图1是示出将第一实施方式所涉及的生物体信息测定装置1安装于被检测者100的手腕后的状态的图。
图2是生物体信息测定装置1的正视图。
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是第一实施方式所涉及的生物体信息测定处理的流程图。
图7是示出血流波形Q(t)、表示血管截面积A的时间变化的波形A(t)、血流行进波Qf(t)以及血流反射波Qb(t)的曲线图。
图8是示出血流行进波Qf(t)以及血流反射波Qb(t)的曲线图。
图9是第二实施方式所涉及的生物体信息测定装置2的框图。
图10是第二实施方式所涉及的生物体信息测定处理的流程图。
图11是示出容积脉波PG(t)以及血流波形Q(t)的曲线图。
图12是示出血压P(t)的曲线图。
图13是第三实施方式所涉及的生物体信息测定装置3的框图。
图14是第三实施方式所涉及的生物体信息测定处理的流程图。
图15是第四实施方式所涉及的生物体信息测定装置4的框图。
图16是示出光学传感器50、52的配置的图。
图17是第四实施方式所涉及的生物体信息测定处理的流程图。
图18涉及变形例，是示出生物体信息测定模块9的构成的图。
图19涉及变形例，是用于说明采用了超声波传感器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；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；512LED发光部；520激光受光部；522LED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；Q(t)血流波形；Qf(t)血流行进波；Qb(t)血流反射波；QfMAX血流行进波的峰值；QbMAX血流反射波的峰值；Δt1、Δt2时间差；A(t)表示血管截面积的时间变化的波形；PG(t)容积脉波；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
下面，参照附图，对本发明所涉及的实施方式进行说明。
(第一实施方式)
图1是示出将本发明的第一实施方式所涉及的生物体信息测定装置1安装于被检测者100的手腕后的状态的图。此外，图2是生物体信息测定装置1的正视图。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是对被检测者100(生物体)的生物体信息进行无创测定的测定设备。例如如图1所示，生物体信息测定装置1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，除了动脉硬化度(血管的硬化度)之外，还可以测定脉波传播速度、血压。
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以及带12。带12缠绕于被检测者100的手腕上。如图2所示，在主体部11的正面(与被检测者100的手腕的表皮接触的面的相反侧的面)上设置有显示部60。例如如图2所示，在显示部60上显示通过生物体信息测定装置1测得的被检测者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的侧面设置有两个操作按钮13、14。被检测者100通过对操作按钮13、14进行操作，例如可以指示生物体信息的测定开始、或进行关于生物体信息的测定的各种设定等。此外，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)上设置有作为照射部的一个例子的激光发光部510、以及作为检测部的一个例子的激光受光部520。
图4是示出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具备例如操作按钮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将操作信号向控制部40输出。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所执行的程序、控制部40所使用的各种数据等。
控制部40是CPU(Central Processing Unit：中央处理单元)、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全体进行控制。控制部40通过执行存储部30所存储的程序，从而执行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以及运算部420。照射控制部410控制激光发光部510的激光照射。运算部420通过对从激光受光部520输出的受光信号S1进行运算处理，从而求得被检测者100的生物体信息。运算部420求得的生物体信息中例如包括动脉硬化度、脉波传播速度、血压。
需要说明的是，也可以采用将控制部40的功能分散于多个集成电路的构成、通过专用的电子电路实现了控制部40的一部分或全部功能的构成。此外，在图4中，图示了控制部40和存储部30为分开的组成部分，但也可以通过ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit：专用集成电路)等来实现内含存储部30的控制部40。
光学传感器50具备激光发光部510以及激光受光部520。激光发光部510例如具备半导体激光器、激光器驱动电路等，在照射控制部410的控制下，将作为测定波的一个例子的激光照射于被检测者100的手腕。激光发光部510照射的激光是经谐振器的谐振而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，其仅使符合的波长范围的光选择性地透过，而屏蔽在此之外的波长范围的光(例如太阳光、白色光等)。激光受光部520通过受光元件接收通过了被检测者100的生物体内而来的激光，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，并向运算部420输出。
显示部60例如是液晶显示器、有机EL(ElectroLuminescence：电致发光)显示器。在显示部60上显示从运算部420输出的被检测者100的生物体信息等(图2)。通信部70例如控制和个人计算机、智能手机等外部设备90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而和外部设备90进行通信。此外，通信部70也可以通过经由通信线缆的有线通信而和外部设备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的发光面以及激光受光部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边反复进行散射、反射，边在生物体组织内扩散，其中一部分到达激光受光部520并被受光元件接收。
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其频率不发生变化。相对于此，由在血管110内流动的红血球等血液细胞散射的激光在接收与血液细胞的流速相对应的微量的波长偏移Δf的基础上，对应于流动着的血液细胞的量，光的强度发生变化。因此，由静止组织引起的频率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。
为此，激光受光部520生成的受光信号S1产生差频Δf的光拍频(optical beat)，成为在DC信号上重叠有光拍频频率Δf的强度调制信号这样的波形。这样，受光信号S1是光强度的起伏的速度(频率)和大小(振幅)与血液细胞的流速和其量相应的波形，因此，可以通过对受光信号S1进行运算处理来求得血流量、血液量等。此外，由上述的说明明显可知，受光信号S1是表示通过了被检测者100的生物体内而来的激光的受光强度以及频率的时间变化的光拍频信号。
此外，关于到达了激光受光部520的激光的传播路径，如果示意性地示出分布频率高的部分的话，则为图5中点划线所示的香蕉形状的部分(被两个弧夹着的部分)。该通过区域OP的深度方向的宽度W在中央附近最宽。此外，测定深度D(激光发光部510照射的激光能够到达的、距离表皮的深度)则是激光发光部510和激光受光部520的分开距离L越小则越浅、越大则越深。因此，以使作为测定对象的血管110(例如动脉)包含于通过区域OP中深度方向的宽度W最宽的部分中的方式来确定激光发光部510和激光受光部520的分开距离L、在主体部11中的两者的位置。
需要注意的是，图5所示的通过区域OP不过是为了方便起见的图示。到达了激光受光部520的激光的实际传播路径并不限定在该图所示的通过区域OP内，可以采取各种路径。此外，在该图中，为了方便起见，仅示出了一根血管110，但实际上，是以存在于到达了激光受光部520的激光的传播路径上的所有血管为测定对象。因此，通过对受光信号S1进行运算处理而求出的血流量、血液量为激光受光部520接收到的激光所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是第一实施方式所涉及的生物体信息测定处理的流程图。例如每隔5分钟等每经过规定时间便由控制部40执行该图所示的处理。需要说明的是，该图所示的处理例如也可以采用在被检测者100对操作按钮13、14进行操作而指示了测定开始时、或计时部20的计时时刻到达了预先设定的测定开始时刻时等而被执行的方式。
当开始了图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，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，并输出与接收到的激光对应的受光信号S1。然后，控制部40内的运算部420取得从激光受光部520输出的受光信号S1(步骤S2)。此外，运算部420对所取得的受光信号S1(光拍频信号)进行基于高速傅里叶转换(FFT：Fast FourierTransform)的频率解析处理，计算出功率谱P(f)(步骤S3)。
然后，运算部420采用计算出的功率谱P(f)等，基于[式1]求得血流量Q的时间变化(步骤S4)。
[数学式1]
这里，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得一次矩，然后，使该一次矩与比例常数K1相乘，为了不依赖于激光的受光强度的差异，通过受光信号S1的全功率<I2>进行标准化而算出血流量Q。此外，运算部420例如以20毫秒等规定的周期算出血流量Q。例如，将每隔20毫秒计算出的血流量Q的值依次标示于图表上，生成图7所示的血流波形Q(t)。该血流波形Q(t)是示出血流量Q的时间变化的波形。
此外，和步骤S4的处理并行地，运算部420采用在步骤S3中计算出的功率谱P(f)等，基于[式2]求得血液量MASS的时间变化(步骤S5)。
[数学式2]
这里，K2是比例常数。
即、在步骤S5中，运算部420对算出的功率谱P(f)在截止频率f1～f2的范围内进行积分而求得一次矩，之后，使该一次矩与比例常数K2相乘，为了不依赖于激光的受光强度的差异，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。此外，运算部420例如以20毫秒等规定的周期计算出血液量MASS。这样求得的血液量MASS的时间变化相当于血管截面积A的时间变化。例如，将每隔20毫秒算出的血管截面积A(血液量MASS)的值依次标示于图表上，生成图7所示的波形A(t)。该波形A(t)是示出血管截面积A的时间变化的波形。
需要说明的是，血流量Q、血管截面积A(血液量MASS)的计算周期只要相对于脉波的一拍为足够小的周期，则可以定为任意的时长。此外，运算部420例如在每1kHz计算出血流量Q、血管截面积A之后，以例如50Hz左右的周期使其平滑化。
然后，运算部420采用在步骤S4中求得的血流量Q的时间变化和在步骤S5中求得的血管截面积A的时间变化，基于[式3]求得脉波传播速度PWV(步骤S6)。
[数学式3]
但是，通过心脏的搏动而送出的血液边扩张血管壁的同时，边向末梢行进。例如，如图1所示，在将生物体信息测定装置1安装于了被检测者100的手腕上的情况下，在生物体信息测定装置1中观测的脉波是从心脏送出并朝向指尖行进的过程中到达了手腕的行进波与通过了手腕并在指尖反射回来的反射波的合成波。
这样，脉波是从心脏送出并朝向末梢的顺行性的行进波与行进波的一部分在末梢等反射而产生的逆行性的反射波的合成波，与其同样地，表示血流量Q的时间变化的血流波形Q(t)也是表示起因于行进波的顺行性的血流量Qf的时间变化的波形(血流行进波/行进波分量的波形)与表示起因于反射波的逆行性的血流量Qb的时间变化的波形(血流反射波/反射波分量的波形)的合成波，在将血流行进波设为Qf(t)、将血流反射波设为Qb(t)时，Q(t)＝Qf(t)－Qb(t)。
此外，血流行进波Qf(t)可以通过[式4]来表示，血流反射波Qb(t)可以通过[式5]来表示。
[数学式4]
[数学式5]
这里，q(t)是在时刻t的血流量Q的测定值，q(0)是血流量Q的最低值，a(t)是在时刻t的血管截面积A的测定值，a(0)是血管截面积A的最低值。
因此，运算部420采用在步骤S4中求得的血流量Q的时间变化、在步骤S5中求得的血管截面积A的时间变化以及在步骤S6中求得的脉波传播速度PWV，基于上述的[式4]以及[式5]，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)(步骤S7)。
需要注意的是，在[式4]以及[式5]中，“PWV”可以基于[式3]替换为“dQ/dA”。因此，运算部420即使不在步骤S6中特意求得脉波传播速度PWV，也可以采用血流量Q的时间变化和血管截面积A的时间变化，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)。此外，由以上的[式3]～[式5]明显可知，在测定部位为一处时，运算部420可以通过从受光信号S1求得血流量Q的时间变化和血管截面积A的时间变化这两个物理量而将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)。
例如，每隔20毫秒便采用[式4]求得血流行进波Qf的振幅值，如果将其依次标标示于图表上，则生成图7所示的血流行进波Qf(t)。同样地，例如，每隔20毫秒便采用[式5]求得血流反射波Qb的振幅值，如果将其依次标示于图表上，则生成图7所示的血流反射波Qb(t)。需要说明的是，图7所示的血流波形Q(t)、表示血管截面积A的时间变化的波形A(t)、血流行进波Qf(t)以及血流反射波Qb(t)大致相当于脉波的一拍的量。
然后，运算部420采用在步骤S7中分离了的血流行进波Qf(t)以及血流反射波Qb(t)求得动脉硬化度(步骤S8)。例如，采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)求得动脉硬化度的方法如下所述。
(1)采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)的峰值。
血流反射波Qb(t)的振幅随末梢血管的阻力而大小发生变化，血管壁越硬则越大。因此，例如如图8所示，可以根据作为血流行进波Qf(t)的峰值的QfMAX的绝对值与作为血流反射波Qb(t)的峰值的QbMAX的绝对值之比(—QbMAX—/—QfMAX—)来求得动脉硬化度。在这种情况下，比的值越接近1，血管壁越硬、动脉硬化度越大。需要注意的是，也可以替代比，而根据QfMAX的绝对值与QbMAX的绝对值之差或之和来求得动脉硬化度。
(2)采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)的时间积分值。
如上所述，血流反射波Qb(t)的振幅是血管壁越硬，则越大。因此，可以根据血流行进波Qf(t)的时间积分值(面积)与血流反射波Qb(t)的时间积分值(面积)之比、两波形Qf(t)、Qb(t)的时间积分值之差或之和来求得动脉硬化度。
(3)采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)的时间差。
血流反射波Qb(t)是血管壁越硬，则传播越快。因此，例如如图8所示，可以根据血流行进波Qf(t)的峰值QfMAX与血流反射波Qb(t)的峰值QbMAX的时间差Δt1来求得动脉硬化度。在这种情况下，时间差Δt1越小，则血管壁越硬、动脉硬化度越大。此外，例如如图8所示，也可以根据血流行进波Qf(t)上升的时机与血流反射波Qb(t)下降的时机的时间差Δt2来求得动脉硬化度。
需要注意的是，在根据分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)的时间差来求得动脉硬化度的情况下，在前述的[式4]以及[式5]中，q(0)也可以不是血流量Q的最低值，而是血流量Q的平均值，同样地，a(0)也可以不是血管截面积A的最低值，而是血管截面积A的平均值。此外，在上述的(1)～(3)的任一种情况下，求得动脉硬化度的周期只要是大于相当于脉波的一拍的量的期间即可。
此外，例如如图2所示，动脉硬化度可以通过“好”、“正常”、“差”这样的三个阶段的指标来表示。在这种情况下，例如分别针对“好”、“正常”、“差”，将确定了通过上述的(1)～(3)的方法而实际算出的动脉硬化度的数值范围的数据表存储于存储部30，参照该数据表来确定动脉硬化度的指标即可。此外，运算部420除了考虑分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)之外，还可以考虑被检测者100的性别、年龄等来求得动脉硬化度。
然后，运算部420除了使用在步骤S6中求得的脉波传播速度PWV之外，还采用在步骤S5中求得的血管截面积A的时间变化等而基于[式6]求得血压(步骤S9)。需要注意的是，在步骤S9中，作为血压，既可以求得通过P(t)表示的血压的时间变化，也可以求得最大血压(收缩期血压)和最小血压(扩张期血压)。
[数学式6]
这里，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。
之后，控制部40将在步骤S8中求得的动脉硬化度、在步骤S6中求得的脉波传播速度PWV以及在步骤S9中求得的血压(例如最大血压和最小血压)与指示显示的指令一起向显示部60输出(步骤S10)，结束生物体信息测定处理。由此，例如如图2所示，除了动脉硬化度之外，脉波传播速度PWV、血压也显示于显示部60。
根据以上说明的本实施方式，生物体信息测定装置1采用从受光信号S1求得的血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)，并根据分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)而求得动脉硬化度。这里，血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化均是基于从激光受光部520输出的受光信号S1而求出的，是从被检测者100直接测定获得的物理量。因此，和专利文献1、2的情况相比，可以高精度地求得动脉硬化度。此外，生物体信息测定装置1采用激光作为测定波，因此，可以无创地求得动脉硬化度，而且，也不会采用袖带(cuff)等对测定部位(手腕)进行加压。因此，根据本实施方式所涉及的生物体信息测定装置1，可以无创且无加压地高精度求得动脉硬化度。
此外，根据本实施方式，生物体信息测定装置1可以通过采用了激光的LDF法的测定，来求得用于分离血流波形Q(t)的血流量Q的时间变化和血管截面积A的时间变化两者。此外，生物体信息测定装置1除了求得动脉硬化度之外，还可以求得脉波传播速度、血压来作为被检测者100的生物体信息，可以长时间地连续测定这些生物体信息。
(第二实施方式)
图9是示出本发明的第二实施方式所涉及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，对和第一实施方式相同的构成成分标注了在第一实施方式中使用过的符号，并适当省略其说明。在第二实施方式所涉及的生物体信息测定装置2中，“血管截面积A的时间变化”的求得方法与第一实施方式中说明的方法不同。此外，在第二实施方式所涉及的生物体信息测定装置2中，可以测定容积脉波来作为被检测者100的生物体信息。至于除了以上两点之外的其它部分，和第一实施方式所涉及的生物体信息测定装置1相同，在图9所示的生物体信息测定装置2中，和图4所示的生物体信息测定装置1不同之处仅是运算部422。
因此，在本实施方式所涉及的生物体信息测定装置2中，也是激光发光部510对被检测者100的手腕照射激光。并且，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并向运算部422输出。
图10是第二实施方式所涉及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中说明的图6的处理相同。当开始了图10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)。此外，控制部40内的运算部422取得从激光受光部520输出的受光信号S1(步骤S22)。
然后，运算部422对所取得的受光信号S1(光拍频信号)进行基于高速傅里叶转换的频率解析处理，计算出功率谱P(f)(步骤S23)。此外，运算部422采用计算出的功率谱P(f)等，根据在第一实施方式中说明了的[式1]求得血流量Q的时间变化(步骤S24)。以上的步骤S21～S24所示的处理和第一实施方式中说明了的S1～S4的处理相同。
此外，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)和求得血管截面积A的时间变化的处理(步骤S26)。首先，对于检测容积脉波的处理进行说明，如也在第一实施方式中所述地，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，而且还对应于流动着的血液细胞的量，光的强度发生变化。
也就是说，照射到生物体内的激光其一部分被在血管110内流动的血液细胞(主要是血红蛋白)所吸收。此外，血管110以和心跳同等的周期反复进行膨胀和收缩。因此，在膨胀时和收缩时，血管110内的血液细胞的量不同，因此，激光受光部520接收的激光的强度根据血管110的搏动而周期性地变动，该变动分量也包含于受光信号S1中。
此外，在步骤S23中计算出功率谱P(f)时，运算部422将受光信号S1分割为具有例如20毫秒等规定的时长的多个区间，按每个分割后的区间进行高速傅里叶转换。运算部422例如按每个为进行高速傅里叶转换而分割后的区间，基于[式7]算出该区间内的受光信号S1的全功率<I2>。由此，例如每隔20毫秒便算出受光信号S1的全功率<I2>，从而求得受光信号S1的全功率<I2>的时间变化(步骤S25)。
[数学式7]
这里，I是受光元件接收到的激光的强度(受光强度)。
在该步骤S25中求得的受光信号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，如果将对应于各区间而算出的受光信号S1的全功率<I2>的值依次标示于图表上，则生成图11所示的容积脉波PG(t)的波形。需要注意的是，该图所示的血流波形Q(t)是将在步骤S24中求得的血流量Q的时间变化图表化后的结果。该图11所示的容积脉波PG(t)和血流波形Q(t)大致相当于脉波的一拍的量。
然后，对求得血管截面积A的时间变化的处理进行说明，运算部422例如按每个为进行高速傅里叶转换而分割后的区间，利用朗伯-比尔定律，基于[式8]而计算出血管直径d，将其代入[式9]，从而计算出血管截面积A。由此，例如每隔20毫秒便计算出血管截面积A，因此，求得血管截面积A的时间变化(步骤S26)。
[数学式8]
这里，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)。
[数学式9]
需要说明的是，在本实施方式中，血流量Q、血管截面积A的计算周期也并不限定于20毫秒，只要相对于脉波的一拍是足够小的周期，则可以定为任意的时长。
之后，步骤S27～S31所示的处理和第一实施方式中说明的步骤S6～S10的处理相同。即、运算部422采用在步骤S24中求得的血流量Q的时间变化和在步骤S26中求得的血管截面积A的时间变化，基于第一实施方式中说明的[式3]求得脉波传播速度PWV(步骤S27)。
此外，运算部422采用在步骤S24中求得的血流量Q的时间变化、在步骤S26中求得的血管截面积A的时间变化、以及在步骤S27中求得的脉波传播速度PWV，基于在第一实施方式中说明的[式4]以及[式5]，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)(步骤S28)。此外，运算部422采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)求得动脉硬化度(步骤S29)。
此外，运算部422采用第一实施方式中说明的[式6]来求得血压(步骤S30)。图12示出血压P(t)的波形的一个例子。该图所示的血压P(t)的波形也是大致相当于脉波的一拍的量。之后，控制部40将运算部422求得的动脉硬化度、脉波传播速度PWV、血压与指示显示的指令一起向显示部60输出(步骤S31)，结束生物体信息测定处理。需要说明的是，也可以在显示部60上显示容积脉波PG(t)、血流波形Q(t)、血压P(t)等的波形。
根据以上说明的本实施方式，在实现和第一实施方式同样的效果的基础上，还可以测定容积脉波作为被检测者100的生物体信息。即、第二实施方式所涉及的生物体信息测定装置2通过采用了激光的LDF法的测定，除了可以测定动脉硬化度、脉波传播速度、血压之外，还可以测定容积脉波。此外，可以通过一种光学传感器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13是示出本发明的第三实施方式所涉及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，对和第一实施方式相同的构成成分也标注了在第一实施方式中使用过的符号，并适当省略其说明。第三实施方式所涉及的生物体信息测定装置3采用LED(Light Emitting Diode：发光二极管)光作为激光的替代来测定被检测者100的生物体信息。在图13所示的生物体信息测定装置3中，和图4所示的生物体信息测定装置1不同之处是照射控制部412、光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)、受光信号S2以及运算部424。
照射控制部412控制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的控制下，将作为测定波的一个例子的LED光照射于被检测者100的手腕。LED发光部512照射的LED光和第一实施方式中说明的激光相比，是在宽带中相干的光，其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，其仅使符合的波长范围的光选择性地透过，而屏蔽在此之外的波长范围的光。LED受光部522通过受光元件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，并向运算部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，从而求得被检测者100的生物体信息。
需要说明的是，关于LED发光部512照射的LED光，也是透过表皮射入到被检测者100的生物体内之后，在生物体组织内边反复进行散射、反射，边扩散开来，其中一部分到达LED受光部522，被受光元件接收。此外，射入到生物体内的LED光其一部分被在血管110内流动的血液细胞(主要是血红蛋白)所吸收。血管110内的血液细胞的量在血管110的膨胀时和收缩时是不同的，因此，LED受光部522生成的受光信号S2根据血管110的搏动，其振幅周期性地变动。
图14是第三实施方式所涉及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执行的契机和第一实施方式中说明的图6的处理相同。当开始了图14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，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，并输出与接收到的LED光相应的受光信号S2。此外，控制部40内的运算部424取得从LED受光部522输出的受光信号S2(步骤S42)。
然后，运算部424将所取得的受光信号S2分割为具有例如20毫秒等规定的时长的多个区间。此外，运算部424按每个分割后的区间，采用第二实施方式中说明了的[式7]计算出该区间内的受光信号S2的全功率<I2>。由此，例如每隔20毫秒便计算出受光信号S2的全功率<I2>，因此，求得受光信号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，则生成图11所示的容积脉波PG(t)的波形。
此外，在步骤S43中求得的受光信号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。因此，运算部424采用在步骤S43中求得的受光信号S2的全功率<I2>的时间变化(＝血液的体积V的时间变化(V(t))，基于[式10]来求得血流量Q的时间变化(步骤S44)。即、运算部424例如每隔20毫秒便对血液的体积V[m3]进行时间微分，计算出作为体积速度的血流量Q[m3/s]。
[数学式10]
此外，和步骤S44的处理并行地，运算部424采用第二实施方式中说明了的[式8]以及[式9]求得血管截面积A的时间变化(步骤S45)。即、运算部424例如每隔20毫秒便利用朗伯-比尔定律，基于[式8]而计算出血管直径d，将其代入[式9]，从而计算出血管截面积A。需要注意的是，在本实施方式中，血流量Q、血管截面积A的计算周期也并不限定于20毫秒，只要相对于脉波的一拍是足够小的周期，则可以定为任意的时长。
之后，步骤S46～S50所示的处理和第一实施方式中说明的步骤S6～S10的处理相同。即、运算部424采用在步骤S44中求得的血流量Q的时间变化和在步骤S45中求得的血管截面积A的时间变化，基于第一实施方式中说明了的[式3]求得脉波传播速度PWV(步骤S46)。
此外，运算部424采用在步骤S44中求得的血流量Q的时间变化、在步骤S45中求得的血管截面积A的时间变化以及在步骤S46中求得的脉波传播速度PWV，基于第一实施方式中说明了的[式4]以及[式5]，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)(步骤S47)。此外，运算部424采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)求得动脉硬化度(步骤S48)。
此外，运算部424采用在第一实施方式中说明了的[式6]来求得血压(步骤S49)。之后，控制部40将运算部424求得的动脉硬化度、脉波传播速度PWV、血压与指示显示的指令一起向显示部60输出(步骤S50)，结束生物体信息测定处理。需要注意的是，和第二实施方式时同样地，也可以在显示部60上显示容积脉波PG(t)、血流波形Q(t)、血压P(t)等的波形。
在以上说明的本实施方式所涉及的生物体信息测定装置3中，用于分离血流波形Q(t)的血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化也均是根据从LED受光部522输出的受光信号S2而求得的，其是从被检测者100直接测定获得的物理量。因此，和专利文献1、2的情况相比，可以高精度地求得动脉硬化度。此外，生物体信息测定装置3采用LED光作为测定波，因此，可以无创地求得动脉硬化度，而且，也不会采用袖带等对测定部位(手腕)进行加压。因此，可以无创且无加压地高精度求得动脉硬化度。
此外，根据本实施方式，生物体信息测定装置3通过采用了LED光的测定，可以求得用于分离血流波形Q(t)的血流量Q的时间变化和血管截面积A的时间变化两者。此外，生物体信息测定装置3除了可以求得动脉硬化度之外，还可以求得脉波传播速度、血压、容积脉波来作为被检测者100的生物体信息，可以通过一种光学传感器52(LED发光部512以及LED受光部522)同时测定这些生物体信息。此外，可以长时间地连续测定这些生物体信息。
(第四实施方式)
图15是示出本发明的第四实施方式所涉及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，对和第一实施方式、第三实施方式相同的构成成分标注了在这些实施方式中使用过的符号，并适当省略其说明。第四实施方式所涉及的生物体信息测定装置4采用激光和LED光两者来测定被检测者100的生物体信息。在图15所示的生物体信息测定装置4中，和图4所示的生物体信息测定装置1的不同之处为照射控制部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以及运算部426。
需要说明的是，在图15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。此外，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)与在第一实施方式中说明了的光学传感器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)与在第三实施方式中说明了的光学传感器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，是在第一实施方式中说明了的激光发光部510。该激光发光部510在照射控制部414的控制下，将激光照射于被检测者100的手腕。激光受光部520是第一检测部的一个例子，是在第一实施方式中说明了的激光受光部520。该激光受光部520接收通过了被检测者100的生物体内而来的激光，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)，并向运算部426输出。
LED发光部512是第二照射部的一个例子，是在第三实施方式中说明了的LED发光部512。该LED发光部512在照射控制部414的控制下，将LED光照射于被检测者100的手腕。LED受光部522是第二检测部的一个例子，是在第三实施方式中说明了的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，并向运算部426输出。
照射控制部414控制激光发光部510的激光的照射以及LED发光部512的LED光的照射。此外，运算部426通过对从激光受光部520输出的受光信号S1以及从LED受光部522输出的受光信号S2进行运算处理，从而求得被检测者100的生物体信息。
图16是示出光学传感器50、52的配置的图。关于到达了激光受光部520的激光的传播路径，示意性示出分布频率高的部分的话，为该图中用点划线所示的香蕉形状的部分(OP1)。同样地，关于到达了LED受光部522的LED光的传播路径，示意性示出分布频率高的部分的话，为该图中虚线所示的香蕉形状的部分(OP2)。激光发光部510、激光受光部520、LED发光部512以及LED受光部522的位置被确定为使得激光的通过区域OP1中深度方向的宽度最宽的中央附近的部分与LED光的通过区域OP2中深度方向的宽度最宽的中央附近的部分重叠、且作为测定对象的血管110包含在两者重叠的部分。
需要注意的是，图16所示的通过区域OP1、OP2不过是为了方便起见的图示。到达了激光受光部520的激光的实际传播路径并不限定在该图所示的通过区域OP1内，可以采取各种路径。同样地，到达了LED受光部522的LED光的实际传播路径并不限定在该图所示的通过区域OP2内，可以采取各种路径。此外，在该图中，为了方便起见，仅图示了一根血管110，但实际上，存在于到达了激光受光部520的激光的传播路径上、到达了LED受光部522的LED光的传播路径上的所有血管为测定对象。
图17是第四实施方式所涉及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中说明了的图6的处理相同。当开始了图17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而开始激光的照射，并控制LED发光部512而开始LED光的照射(步骤S61)。由此，对被检测者100的手腕照射激光和LED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，并输出与接收到的激光相应的受光信号S1。此外，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，并输出与接收到的LED光相应的受光信号S2。此外，控制部40内的运算部426取得从激光受光部520输出的受光信号S1和从LED受光部522输出的受光信号S2(步骤S62)。
然后，运算部426对所取得的受光信号S1(光拍频信号)进行基于高速傅里叶转换的频率解析处理，计算出功率谱P(f)(步骤S63)。此外，运算部426采用计算出的功率谱P(f)等，基于在第一实施方式中说明了的[式1]求得血流量Q的时间变化(步骤S64)。该步骤S63、S64所示的处理和第一实施方式中说明了的步骤S3、S4的处理相同。
此外，和步骤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，采用第二实施方式中说明了的[式7]计算出受光信号S2的全功率<I2>，并求得受光信号S2的全功率<I2>的时间变化(步骤S65)。此外，运算部426例如以每20毫秒等规定的周期，采用第二实施方式中说明了的[式8]以及[式9]计算出血管截面积A，并求得血管截面积A的时间变化(步骤S66)。该步骤S65、S66所示的处理和第三实施方式中说明了的步骤S43、S45的处理相同。
这样，在本实施方式中，通过采用了激光的LDF法的测定来求得血流量Q的时间变化，另一方面，通过采用了LED光的容积脉波的测定来求得血管截面积A的时间变化。需要注意的是，在本实施方式中，血流量Q、血管截面积A的计算周期也并不限定于20毫秒，只要相对于脉波的一拍是足够小的周期，则可以定为任意的时长。
之后，步骤S67～S71所示的处理与第一实施方式中说明了的步骤S6～S10的处理相同。即、运算部426采用在步骤S64中求得的血流量Q的时间变化以及在步骤S66中求得的血管截面积A的时间变化，基于第一实施方式中说明了的[式3]求得脉波传播速度PWV(步骤S67)。
此外，运算部426采用在步骤S64中求得的血流量Q的时间变化、在步骤S66中求得的血管截面积A的时间变化以及在步骤S67中求得的脉波传播速度PWV，基于在第一实施方式中说明了的[式4]以及[式5]，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)(步骤S68)。此外，运算部426采用分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)求得动脉硬化度(步骤S69)。
此外，运算部426采用在第一实施方式中说明了的[式6]求得血压(步骤S70)。之后，控制部40将运算部426求得的动脉硬化度、脉波传播速度PWV、血压与指示显示的指令一起向显示部60输出(步骤S71)，结束生物体信息测定处理。需要注意的是，也可以和第二实施方式的情况同样地，在显示部60上显示容积脉波PG(t)、血流波形Q(t)、血压P(t)等的波形。
根据如上所述的本实施方式，生物体信息测定装置4通过采用了激光的LDF法的测定来求得血流量Q的时间变化，另一方面，基于采用了LED光的容积脉波的测定来求得血管截面积A的时间变化。这里，与通过采用了LED光的容积脉波的测定来求得血流量Q的时间变化时相比，通过采用了激光的LDF法的测定可以更加准确地求得血流量Q的时间变化。另一方面，与通过采用了激光的LDF法的测定来求得血管截面积A的时间变化时相比，通过采用了LED光的容积脉波的测定可以更加准确地求得血管截面积A的时间变化。
因此，根据本实施方式，虽然需要具备两种光学传感器50、52，但与第一～第三实施方式所涉及的生物体信息测定装置1～3相比较时，可以更加准确地求得用于分离血流波形Q(t)的血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化，因此，可以提高动脉硬化度的计算精度。
此外，根据本实施方式，采用从相同部位(手腕)求得的血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化来分离血流波形Q(t)，以求得动脉硬化度，因此，可以准确地求得局部的动脉硬化度。此外，通过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的时间变化的部位相同，从而和不相同时相比，可以使生物体信息测定装置4小型化。
(变形例)
以上举例示出的各实施方式可以有各种各样的变形。下面，举例示出具体的变形方式。需要注意的是，关于从下面的示例中任意选择的两个以上的方式，在不互相矛盾的范围内可以适当地进行组合。
(1)在上述各实施方式中，将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)来求得动脉硬化度，但也可以替代血流波形Q(t)而将表示血管截面积A的时间变化的波形A(t)分离来求得动脉硬化度。血管截面积A的时间变化(变动)是将行进波引起的变动和反射波引起的变动叠加的结果。因此，表示血管截面积A的时间变化的波形A(t)也是表示由行进波引起的变动的波形(行进波分量的波形Af(t))与表示由反射波引起的变动的波形(反射波分量的波形Ab(t))的合成波，A(t)＝Af(t)+Ab(t)。
此外，行进波分量的波形Af(t)可以通过[式11]表示，反射波分量的波形Ab(t)可以通过[式12]表示。
[数学式11]
[数学式12]
这种情况下，在[式11]以及[式12]中，“PWV”也可以根据[式3]替换为“dQ/dA”，因此，可以采用血流量Q的时间变化以及血管截面积A的时间变化，基于上述的[式11]以及[式12]，将表示血管截面积A的时间变化的波形A(t)分离为行进波分量的波形Af(t)和反射波分量的波形Ab(t)。例如，如果以第一实施方式的情况为例进行说明的话，运算部420在步骤S7中，替代[式4]以及[式5]而采用[式11]以及[式12]将A(t)分离为Af(t)和Ab(t)。此外，运算部420在步骤S8中，采用分离了的两个波形Af(t)、Ab(t)的峰值、时间积分值、时间差等来求得动脉硬化度。
(2)以第一实施方式的情况为例进行说明，生物体信息测定装置1既可以如图1所示那样，以主体部11位于手掌侧的方式安装于手腕，也可以以主体部11位于手背侧的方式安装于手腕。此外，也可以将激光发光部510和激光受光部520中一方以上设置于带12的内周面，而不是设置于主体部11。进而，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表带的可穿戴设备。关于这些变形，第二～第四实施方式中说明了的生物体信息测定装置2～4也是同样的。
(3)生物体信息测定装置1～4也可以采用具备存储卡等小型的记录介质用的读写器并能经由记录介质而与外部设备90交换数据的构成。
(4)以第一实施方式的情况为例进行说明，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不是必须的构成部分。此外，生物体信息测定装置1也可以采用将动脉硬化度、脉波传播速度、血压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，不一定非要在生物体信息测定装置1上设置显示部60。此外，例如如图18所示，生物体信息测定装置也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以及存储部30安装于基板80(例如配线基板)上的构成的生物体信息测定模块9，还可以将这样的测定模块9组装入手表等现有的可穿戴设备中。这种情况下，不需要主体部11的壳体和带12作为生物体信息测定模块9(生物体信息测定装置)的构成部分。关于这些变形，第二～第四实施方式中说明了的生物体信息测定装置2～4也是同样的。
(5)在第四实施方式中，优选照射激光来测定血流量Q的时间变化的部位和照射LED光来测定血管截面积A的时间变化的部位基本上是相同的部位。但是，两者不一定非限定于相同的部位，例如，也可以是手腕中的手掌侧和手背侧等不同的部位。
(6)在第四实施方式所涉及的生物体信息测定装置4中，也可以不是分别具备激光受光部520和LED受光部522，而是采用具备一个受光部的构成，其中，该受光部具备接收激光发光部510照射的激光和LED发光部512照射的LED光两者的单独的受光元件。这种情况下，受光部所具备的受光元件具有对应于激光发光部510照射的激光的波长和LED发光部512照射的LED光的波长两者的带通特性。此外，受光部生成表示通过了被检测者100的生物体内而来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)、和表示通过了被检测者100的生物体内而来的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，受光部是一个即可，不需要分别具备激光用的受光部和LED光用的受光部，因此，和第四实施方式所涉及的生物体信息测定装置4相比较时，可以使生物体信息测定装置的构成简单化、更加小型化。
(7)作为测定对象的部位不限于手腕，还可以是手指、手臂、脚、脖子等。因此，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的身体中作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也可以是通过带而固定于被检测者100的上臂的智能手机等。此外，本发明所涉及的生物体信息测定装置并不限定于可穿戴设备。例如，也可以将本发明应用于在医疗机构等中使用的固定式的血压计等。这种情况下，使探测器与作为测定对象的部位接触来进行生物体信息的测定。
(8)激光、LED光的波长并不限定于各实施方式中例示的波长，可以考虑在生物体内的传播特性、血液的吸收程度等来适当地确定。此外，也可以采用SLD(SuperLuminescentDiode：超辐射发光二极管)光来替代LED光，非激光并不限定于LED光。
(9)照射于生物体的测定波并不限定于激光、LED光等光，也可以是超声波等声波。图19是用于说明采用了超声波传感器54的生物体信息的测定原理的示意图。本变形例所涉及的生物体信息测定装置5具备超声波传感器54来替代光学传感器。超声波传感器54具备将作为测定波的一个例子的超声波照射于被检测者100(生物体)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内的照射部以角度θ照射于血管110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所反射的超声波(反射波)受到与血液细胞的流速相应的多普勒频移，其频率变为f+Δf。因此，在生物体信息测定装置5中，通过测定反射波相对于照射波的频率变化Δf，从而可以和采用了激光的LDF法的测定时同样地求得血流量Q的时间变化。
此外，在生物体信息测定装置5中，可以根据在血管110中的表皮侧的壁反射的超声波的到达时间t1与在血管110中的和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，通过将测得的血管直径d的值代入前述的[式9]来求得血管截面积A。因此，在生物体信息测定装置5中，例如通过按每20毫秒等规定的周期计算出血管截面积A，从而可以求得血管截面积A的时间变化。
根据以上说明，在替代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，也可以采用血流量Q的时间变化和血管截面积A的时间变化而将血流波形Q(t)分离为血流行进波Qf(t)和血流反射波Qb(t)，并基于分离了的两个波形Qf(t)、Qb(t)来求得动脉硬化度。此外，也可以替代血流波形Q(t)而将表示血管截面积A的时间变化的波形A(t)分离来求得动脉硬化度。此外，除了求得动脉硬化度之外，也可以采用前述的[式3]来求得脉波传播速度PWV、或者采用前述的[式6]来求得血压P(t)。
需要说明的是，在采用超声波等声波作为测定波时，根据在血管110的近前侧的壁和里侧的壁反射的两个反射波的到达时间差Δt(t2-t1)来求得血管截面积A的时间变化。因此，作为测定对象的血管110限定于具有某种程度的粗度的血管。此外，由于作为测定对象的血管110为粗度所限，因此，超声波传感器54的设置位置的自由度也较低。
相对于此，如在上述的各实施方式中所说明的那样，在采用激光、LED光等光作为测定波时，利用所照射的光的一部分被血液吸收的性质来求得血管截面积A的时间变化。因此，作为测定对象的血管110不限定于具有某种程度的粗度的血管。即、作为测定对象的血管110也可以是比采用声波作为测定波时细的血管，作为测定对象的候选的血管的数量比采用声波作为测定波时多，因此，光学传感器50、52的设置位置的自由度也高。
这样，特别是在可穿戴型的生物体信息测定装置的情况下，与采用声波作为测定波相比，当采用光作为测定波时，在作为测定对象的血管110的粗度不受限制这一点、传感器的设置位置的自由度高这一点上更为有利。此外，光学传感器由于传感器自身的尺寸比声波传感器小，因此，这一点也有利于小型化。
(10)生物体信息测定装置也可以是仅测定动脉硬化度(血管的硬化度)作为生物体信息的构成。此外，生物体信息测定装置也可以是除了测定动脉硬化度之外，还测定脉波传播速度、血压和容积脉波中任意一种以上的构成。此外，还可以是在这些生物体信息之外，还测定脉搏数、血流速度等的构成。
(11)生物体信息测定装置并不限定于并排配置照射部和检测部并检测从测定部位反射来的测定波的反射型，其也可以是在隔着例如指尖等测定部位而与照射部相对的位置上设置检测部并检测透过了测定部位而来的测定波的透过型。
(12)作为测定对象的血管也可以不是动脉而是细动脉。这种情况下，作为测定对象的血管位于比动脉浅的部分，因此，可以缩小照射部与检测部的分开距离，可以使生物体信息测定装置更加小型化。此外，作为测定对象的生物体也可以是人以外的动物。

Claims (13)

1.一种生物体信息测定装置，其特征在于，具备：
照射部，将作为测定波的光或者声波照射于生物体；
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，求得血流量的时间变化和血管截面积的时间变化，采用所述血流量的时间变化以及所述血管截面积的时间变化，将表示所述血流量的时间变化或所述血管截面积的时间变化的波形分离为行进波分量的波形和反射波分量的波形，并根据所述行进波分量的波形以及所述反射波分量的波形来求得血管的硬化度。
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，
所述运算部采用所述行进波分量的波形的峰值以及所述反射波分量的波形的峰值来求得血管的硬化度。
3.根据权利要求1所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部采用所述行进波分量的波形的时间积分值以及所述反射波分量的波形的时间积分值来求得血管的硬化度。
4.根据权利要求1所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部采用所述行进波分量的波形与所述反射波分量的波形的时间差来求得血管的硬化度。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部根据所述血流量的时间变化以及所述血管截面积的时间变化来求得脉波传播速度。
6.根据权利要求5所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部采用所述脉波传播速度来求得血压。
7.根据权利要求1至6中任一项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，求得所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化。
8.根据权利要求7所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
所述运算部求得所述光拍频信号的全功率的时间变化。
9.根据权利要求1至6中任一项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，求得所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化。
10.根据权利要求1至6中任一项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；以及
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；以及
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求得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求得所述血管截面积的时间变化。
11.根据权利要求1至6中任一项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；以及
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以及所述非激光，
所述运算部基于所述检测部对所述激光的检测结果求得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求得所述血管截面积的时间变化。
12.根据权利要求10或11所述的生物体信息测定装置，其特征在于，
在所述生物体中，照射所述激光来求得所述血流量的时间变化的部位和照射所述非激光来求得所述血管截面积的时间变化的部位是相同的。
13.一种生物体信息测定方法，其特征在于，包括：
将作为测定波的光或声波照射于生物体；
检测通过了所述生物体内的所述测定波；
基于检测结果，求得血流量的时间变化和血管截面积的时间变化；
采用所述血流量的时间变化和所述血管截面积的时间变化，将表示所述血流量的时间变化或所述血管截面积的时间变化的波形分离为行进波分量的波形和反射波分量的波形；以及
根据所述行进波分量的波形以及所述反射波分量的波形来求得血管的硬化度。
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