CN110573069A - 生物信息的估计装置 - Google Patents

Abstract

具备朝向心脏照射电波的发送部12和发送天线13、接收透射心脏后的电波或在心脏反射后的电波的接收天线14和接收部15、以及基于由接收部15接收到的电波的振幅或相位和心脏的比吸收率来估计心脏所包括的血液的容量或其变化量的估计部11。

Description

生物信息的估计装置

技术领域

本发明涉及能够以非接触且无拘束的方式估计与脏器或手脚等生物组织有关的信息的生物信息的估计装置。

背景技术

以往，进行为了确认心力衰竭的诊断、预后中的治疗效果或下药效果而测量每搏输出量和心输出量（cardiac output）。作为具体的测量方法，可举出以Fick法、色素稀释法、利用Swan-Ganz导管（Swan-Gantz's catheter）的热稀释法等为代表的观血式。关于非观血式的测量方法，提出了Kubicek的四电极法或利用超声回声的诊断。可是，这些测量方法需要拘束测定对象者，存在不是充分的精度等问题，在当前不被使用。

另一方面，本发明人发现了透射心脏后的微波根据心脏的收缩、舒张的运动而振幅或相位发生变化，基于这样的发现，提出了能够通过对透射心脏后的微波进行解析来得到心跳（heartbeat）的心跳感测装置（参照专利文献1）。此外，本发明人提出了能够以非接触且无拘束的方式检测测定对象者的心容积和心输出量的时间序列变化的、心容积和心输出量的估计装置（参照专利文献2）。

在专利文献2中，在心容积的估计时，假定心脏为球形。因此，难以应用于心脏以外的脏器等。例如，不能测量血管的容积并基于其来估计血流的状态。

此外，提出了各种不限于心输出量等而测量由于浮肿而在手脚中累积的水分的量、由于肺淤血而在肺中累积的水分的量、膀胱的容积或膀胱内的尿的变化量的技术（参照专利文献3~5）。然而，针对这些测量方法，也存在需要将某些装置装配于测定对象者或拘束测定对象者等问题。像这样，在现有技术中，不能以非接触且无拘束的方式估计测定对象者（生物）的组织（心脏、血管、肺、膀胱、手脚等）所包括的血液等液体的容量或其变化量（以下，将生物的组织中的液体的容量及其变化量称为生物信息）。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2013-153783号公报；

专利文献2：日本特开2016-202516号公报；

专利文献3：日本特开平5-237119号公报；

专利文献4：日本特表2010-532208号公报；

专利文献5：日本特开2005-087543号公报。

发明内容

发明要解决的课题

本发明鉴于这样的事情，目的在于提供能够以非接触或无拘束的方式估计组织所包括的液体的容量或其变化量的生物信息的估计装置。

用于解决课题的方案

用于达成上述目的的第1方式在于，一种生物信息的估计装置，其特征在于，具备：

电波发送单元，朝向生物的组织照射电波；电波接收单元，接收透射组织后的电波或在组织反射后的电波；以及估计单元，基于由所述电波接收单元接收到的电波的振幅或相位和组织的比吸收率来估计组织所包括的液体的容量。

在第1方式中，能够基于组织的比吸收率和上述电波的振幅或相位来估计包括心脏的多种多样的脏器所包括的液体的容量。

本发明的第2方式在于，根据第1方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述估计单元利用下式来运算组织所包括的液体的容量。

[数式1]

。

V：组织所包括的液体的容量，M：组织的质量，σ：组织的导电率，E：由所述电波接收单元接收到的电波的振幅，SAR：组织的比吸收率。

在第2方式中，使用不进行组织是球形等假定的上述估计式。由此，能够在不依赖于组织的形状的情况下估计多种多样的组织所包括的液体的容量。

本发明的第3方式在于，根据第1方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，所述估计单元基于由所述电波接收单元接收到的电波的振幅或相位的变化量和所述比吸收率来估计组织所包括的液体的容量的变化量。

在第3方式中，能够基于组织的比吸收率和上述电波的振幅或相位的变化量来估计组织所包括的液体的容量的变化量。

本发明的第4方式在于，根据第3方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述估计单元利用下式来运算组织所包括的液体的容量的变化量。

[数式2]

。

ΔV：组织所包括的液体的容量的变化量，M：组织的质量，σ：组织的导电率，Emax、Emin：由所述电波接收单元接收到的电波的振幅的最大值、最小值，SAR：组织的比吸收率。

在第4方式中，使用不进行组织是球形等假定的上述估计式。由此，能够在不依赖于组织的形状的情况下估计多种多样的组织所包括的液体的容量的变化量。

本发明的第5方式在于，根据第3方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，所述估计单元基于由所述电波接收单元接收到的电波的振幅所包括的漂移分量的增加或减少来估计组织所包括的液体的容量的变化量，基于从所述振幅除去漂移分量后的直流分量来估计组织所包括的液体的容量。

在第5方式中，能够得到组织原来所包括的水的容量、组织所包括的水的长期的变化量，能够将这些水的容量或变化量利用于对象者的诊断。

本发明的第6方式在于，根据第1至第5的任一个方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，所述组织是心脏或血管，所述组织所包括的液体是血液。

在第6方式中，能够估计心脏所包括的血液的容量或其变化量（每搏输出量），进而估计心容积。

本发明的第7方式在于，根据第1至第5的任一个方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，所述组织是肺，所述组织所包括的液体是水。

在第7方式中，能够估计肺内部的水分的变化量。

本发明的第8方式在于，根据第1至第5的任一个方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，所述组织是膀胱，所述组织所包括的液体是尿。

在第8方式中，能够估计膀胱内部的尿的变化量。

本发明的第9方式在于，根据第1至第5的任一个方式所述的生物信息的估计装置，其特征在于，所述组织是手或脚，所述组织所包括的液体是水。

在第9方式中，能够估计由于浮肿而在手脚中累积的水分的变化量。

发明效果

根据本发明，提供能够以非接触或无拘束的方式估计组织所包括的液体的容量或其变化量的生物信息的估计装置。

附图说明

图1是实施方式1的生物信息（biological information）的估计装置的概略结构图。

图2是示出针对心脏的天线的配置的概略图。

图3是示出采样部输出的电场强度的图。

图4是示出采样部输出的电场强度的图。

图5是用于说明对在血管中流通的血液量进行估计的机理（mechanism）的概略图。

图6是用于说明对在血管中流通的血液量进行估计的机理的概略图。

图7是用于说明对在血管中流通的血液量进行估计的机理的概略图。

图8是示出针对肺的天线的配置的概略图。

图9是示出采样部输出的电场强度的图。

图10是示出在使用了脉冲波形的微波的情况下采样部输出的电场强度的图。

具体实施方式

〈实施方式1〉

本发明的生物信息的估计装置（以下，仅称为估计装置）是将生物的组织作为对象而以非接触且无拘束的方式估计生物信息的装置。生物信息是指生物的组织所包括的液体的容量或该容量的变化量。作为生物的组织，可举出心脏、血管、肺、手脚、膀胱等，但是，不限定于它们，只要是比吸收率（specific absorption rate）已知的组织，则能够应用本发明。此外，作为组织所包括的液体，在心脏和血管的情况下是血液，在肺或手脚的情况下是水，在膀胱的情况下是尿。

在本实施方式中，对作为生物的组织而将人体的心脏作为对象来测量心脏所包括的血液的容量的估计装置进行说明。图1是本实施方式的生物信息的估计装置的概略结构图，图2是示出针对心脏的天线的配置的概略图。图2的附图标记110表示收缩期的心脏，附图标记120表示舒张期（diastole）的心脏。

如图1所示那样，估计装置10具备：作为估计单元的估计部11、作为电波发送单元的发送部12和发送天线13、作为电波接收单元的接收部15和接收天线14、检波部16、采样部17、以及存储部18。

发送部12是用于对人体发送高频优选的是微波的装置。关于微波，只要能够透射人体的心脏或在心脏反射，则使用怎样的频带都可以。在本实施方式中，例如使用包括Sub-GHz带的1GHz前后的频率。发送输出也可以为能够在接收侧检测充分的功率的程度。在本实施方式中，采用几mW~几十mW。此外，微波也可以为连续波、脉冲波或者施行相位调制或频率调制后的电磁波。发送部12向发送天线13供给由未图示的微波振荡器生成的高频信号。

发送天线13是朝向人体100的心脏照射由发送部12发送的微波的设备。接收天线14是用于接收从发送天线13辐射出的微波的设备。

如图2（a）所示那样，以微波透射人体100的心脏110的方式相向地设置发送天线13和接收天线14。关于偏振波，使用水平偏振波、垂直偏振波哪一个都可以。或者，如图2（b）所示那样，发送天线13配置为朝向心脏110输出微波，接收天线14配置为接收在心脏110反射后的微波也可。微波透射人体或在人体的各种场所反射，由此，微波的振幅或相位发生变化而被接收天线14接收。

再有，在图2（a）的例子中，发送天线13设置在人体100的前面而接收天线14设置在人体100的背面，但是，也可以相反，还可以分别配置在人体100的侧面等。总之只要是微波透射人体100并且能够接收该微波的配置即可。在图2（b）的例子中，发送天线13和接收天线14被配置在人体100的前面侧，但是，对配置没有特别限定。此外，关于发送天线13和接收天线14，使用了偶极天线，但是，没有特别限定天线的形式。关于偏振波，使用水平偏振波、垂直偏振波哪一个都可以。

如图1所示那样，接收部15是将接收到由接收天线14发送的微波的信号向检波部16需要的信号变换的单元。检波部16是进行由接收部15接收到的微波的检波的单元。检波部16利用包络检波（振幅检波）或相位检波来进行微波的解调。此外，检波部16也可以利用频率解析取出特定的频率分量来进行微波的解调。

采样部17是根据既定的频率对检波信号进行采样而将电场强度变换为数字信号的单元。具体而言，通过由公知的A/D变换器或软件进行的处理进行采样。

存储部18是作为由估计部11进行的各种运算所需要的存储区域发挥作用的存储器或硬盘等装置。在存储部18中存储有后述的估计式或心脏的比吸收率、导电率、质量等各种参数。

估计部11是用于在对发送部12指示微波的输出之后对从采样部17接收到的表示为数字信号的电波的振幅或相位进行解析来运算心脏所包括的血液的容量的单元。将这样做而运算出的血液的容量估计为人体100的心脏所包括的血液的容量。

再有，在本实施方式中，估计部11被安装为由通常的个人计算机等信息处理装置执行的程序的功能。此外，发送部12、接收部15、检波部16和采样部17被安装为电子电路（硬件），能够通过估计部11进行控制。当然，关于估计部11、发送部12、接收部15、检波部16和采样部17的各个，可以通过程序安装，也可以通过电子电路安装。

图3是示出采样部17输出的电波的图。图3的横轴表示时间，纵轴示出电场强度（振幅）。

图中的附图标记E0示出由发送天线13辐射的微波的电场强度，是固定的。附图标记E示出由接收天线14接收、被检波部16检波、被采样部17数字化后的电场强度E。此外，将心脏处于收缩期时的时刻设为t1，将心脏处于舒张期时的时刻设为t2。将电场强度E之中的时刻t1处的电场强度设为Emax，将时刻t2处的电场强度设为Emin。

透射心脏或在心脏反射后的微波的电场强度E的强度主要根据心脏内的血液量而发生变化（衰减）。例如，在血液量较少时即在心脏的收缩期（时刻t1），电场强度的衰减量Δ1相对较小。另一方面，在血液量较多时即在心脏的舒张期（时刻t2），电场强度的衰减量Δ2相对较大。

像这样，电场强度E的振幅配合心脏的收缩・舒张而发生变化。电场强度E的变化被认为是与心脏的收缩・舒张密切关联的信息。因此，能够通过解析该电场强度来估计心脏所包括的血液的容量。在此所说的心脏所包括的血液是指心室・心房中的血液。心室・心房中的血液的容量与心房・心室的容积（心容积）大致相等，因此，估计心脏所包括的血液的容量也就是说与心容积的估计同义。

使用如上述那样做得到的电场强度E、心脏的比吸收率和估计式来运算心脏所包括的血液的容量。如式1所示那样，比吸收率（SAR）是指被人体的单位质量的组织在单位时间内吸收的能量，单位是［W/kg］。

[数式3]

。

σ是心脏的导电率［S/m］，ρ是心脏的密度［kg/m³］。如式1那样求取比吸收率，但是，心脏的比吸收率是公知的，使其预先存储在存储部18中。

如式2那样定义式1的密度ρ。V是心脏的体积［m³］，M是心脏的质量［kg］。

[数式4]

。

将式2代入到式1，对V进行变形，由此，得到式3。该式3是上述的估计式。

[数式5]

。

关于心脏的质量M、导电率σ、比吸收率SAR，使用公知的数值，使它们预先存储在存储部18中。估计部11从存储部18读出质量M、导电率σ和比吸收率SAR，将使从采样部17得到的电场强度E代入到上述式3的估计式而得到的V看作心脏所包括的血液的容量即心容积。

如以上说明的那样，根据估计装置10，使用透射人体或在人体反射后的微波，因此，能够以对人体非接触且对人体无拘束的方式估计心脏中的血液的容量和心容积。此外，估计装置10使用心脏的导电率和比吸收率，但是，对心脏的形状不进行假定。因此，与例如进行心脏的形状是球形等假定的情况相比，能够高精度地估计心脏所包括的血液的容量和心容积。此外，由于不进行心脏是球形等形状的假定，所以也能够针对心脏以外的组织来估计组织所包括的液体的容量。

〈实施方式2〉

实施方式1的估计装置10估计了心脏所包括的血液的容量和心容积，但是，不限定于此。例如，也可以估计血液的容量和心容积的变化量。在本实施方式中，对估计该变化量的估计装置10进行说明。再有，本实施方式的估计装置10的结构与实施方式1的估计装置10同样，因此，省略图示。

如在图3中示出那样，电场强度E根据心脏的收缩・舒张而发生变化。因此，任意的2个定时处的电场强度的差能够估计为与心脏中的血液的容量的差相关的量。作为2个定时，选择心脏的收缩期和舒张期。由此，能够估计收缩期和舒张期的各个中的血液的容量的变化量。该血液的容量的变化量被认为相当于每搏输出量（stroke volume）。每搏输出量是指心室1次博出的血液量。

基于这样的机理，本实施方式的估计部11根据电场强度E的振幅的变化和比吸收率运算在心脏内的血液的容量的变化量。具体而言，估计部11特别指定收缩期的电场强度Emax和舒张期的电场强度Emin的各个。例如，在心脏的一次的博出所花费的周期内，检测最大的电场强度，将其作为收缩期的电场强度Emax。同样地，检测最小的电场强度，将其作为舒张期的电场强度Emin。

将这些电场强度Emax、Emin应用于上述估计式（式3），求取收缩期的心脏所包括的血液的容量（心容积）V_s和舒张期的心脏所包括的血液的容量（心容积）V_d。然后，如式4所示那样，运算心容积V_s与心容积V_d的差分。

[数式6]

。

心容积V_s与心容积V_d的差分即心容积的变化量ΔV表示心脏利用一次博出向动脉博出的血液的量［mL］即每搏输出量。像这样，通过将电场强度E的变化量和心脏的比吸收率应用于估计式，从而能够得到心容积的变化量ΔV和心脏所包括的血液的变化量即每搏输出量。

在图3所示的例子中，基于接收到的电场强度的差即振幅的差来求取了心容积的变化量，但是，不限定于这样的方式，也可以基于相位的差来求取心容积的变化量。

图4是示出采样部输出的电场强度的图。图4的横轴表示时间，纵轴示出电场强度（振幅）。图示了使人体反射脉冲波形的微波并且通过采样部17检测其反射波的情况。脉冲波的相位偏离而观测微波。如图示那样，例如观测相位偏离时刻t1与时刻t2的时间差后的相位差。这样的电波的相位差被认为由于心脏的收缩・舒张而产生。

因此，电波的相位差能够估计为与心脏中的血液的容量的差相关的量。因此，估计部11能够通过运算得到的电波的相位差并对其进行规定的运算来估计血液的容量的变化量。

〈实施方式3〉

本实施方式的估计装置10以作为组织所包括的液体的在血管中流通的血液为对象。本实施方式的估计装置10的结构与实施方式1的估计装置10同样，因此，省略图示。图5是用于说明对在血管中流通的血液的流量（以下为血液量）进行估计的机理的概略图。

在皮肤130的内侧存在血管140，在皮肤130的表面侧配置有将微波的发送天线13和接收天线14整体化后的装置。发送天线13以规定的照射角度θ朝向皮肤130输出微波。接收天线14接收在血管140反射后的微波。

在以这样的血管140为对象的情况下，认为与心脏同样地，微波透射血管140内而被血液吸收。在此，血管140搏动而直径发生变动，因此，血液量也发生变动。因此，当血液量发生变动时，微波的吸收量也发生变动，因此，能够将由接收天线14接收到的电场强度的变化捕捉为血液量的变化。

对具体的估计方法进行说明。当将估计对象的一个血管140的规定范围内的长度设为l时，长度l［m］由式5定义。

[数式7]

。

x是从皮肤130的表面到血管140的距离，θ是微波的照射角度。接着，当将一个血管140的血管直径设为r时，血管直径r由式6定义。

[数式8]

。

ρ是生物组织（血管）内的密度［kg/m³］，E是由接收天线14得到的电场的有效值［V/m］，SAR₀是基准位置P0处的血管的比吸收率，SAR是从基准位置P0朝向生物内侧前进血管直径r后的位置处的血管的比吸收率，f是微波的频率［Hz］，μ是血管的磁导率［H/m］，σ是血管的导电率［S/m］，V是接收天线14的感应电压［V］，V₀是从发送天线13输出的电压［V］。

当将估计对象的一个血管140的规定范围内的体积设为Q时，体积Q由式7定义。再有，血管140的体积（容积）Q与在其内部流通的血液的容量（血液量）同义。

[数式9]

。

将式5、式6代入到该式7的长度l和血管直径r的各个，能够得到式8。

使血管的密度ρ、比吸收率SAR₀、比吸收率SAR、血管的磁导率μ、血管的导电率σ预先存储在存储部18中。然后，估计部11将从存储部18读取的各值、从接收天线14得到的电波的感应电压V、从发送天线13输出的电压V₀、微波的照射角θ和频率f代入到式6、式8来运算体积Q。

如以上说明的那样，根据估计装置10，使用在人体的血管反射的微波，因此，能够以对人体无拘束的方式估计血管中的血液量。

〈实施方式4〉

在实施方式3中，设想了测量对象是一个血管，但是，不限定于这样的方式，即使是另外的模型，也能够应用本发明。本实施方式的估计装置10的结构与实施方式3的估计装置10同样，因此，省略图示。图6是用于说明对在血管中流通的血液量进行估计的机理的概略图。再有，只要在本实施方式中不再定义，则对于与实施方式3相同的意思的变量，使用同一变量名。

关于发送天线13和接收天线14的配置等，与实施方式3同样。能够设想通过使发送天线13的指向性或发送电场强度发生变化而生物的电波的吸收状态不同。因此，在本实施方式中，假定电波的辐射范围是圆柱状，估计处于该圆柱内的组织整体中的血液量。

对具体的估计方法进行说明。在测量对象的血管层的皮肤侧的面设想假想的圆。如式9那样定义该圆的面积S。r是假想的圆的半径。

[数式10]

。

将圆柱的高度设为l。该圆柱的高度l表示能够照射微波来测量的深度。如式10那样定义该高度l。再有，式10能够与式6同样地导出。

[数式11]

。

当将具有估计对象的圆柱状的体积的组织整体的体积设为Q时，利用将式9、式10代入到式11而导出的式12定义体积Q。再有，圆柱状的体积（容积）Q与在其内部流通的血液的容量（血液量）同义。

[数式12]

，

使血管的密度ρ、比吸收率SAR₀、比吸收率SAR、血管的磁导率μ、血管的导电率σ预先存储在存储部18中。然后，估计部11将从存储部18读取的各值、从接收天线14得到的电波的感应电压V、从发送天线13输出的电压V₀、微波的照射角θ和频率f代入到式12来运算体积Q。该体积Q意味着在作为微波的辐射范围的圆柱状的区域中流通的血液的容量。

如以上说明的那样，根据估计装置10，使用在人体的血管反射后的微波，因此，能够以对人体无拘束的方式估计血管中的血液量。特别地，将微波的辐射范围捕捉为圆柱，而不是如实施方式3那样设想了一个血管的模型。由此，在测量范围根据发送天线13的指向性而扩展的情况下，能够特别高精度地估计血液量。

〈实施方式5〉

在实施方式4中，设想了血液在测量对象为圆柱状的范围中流通，但是，不限定于这样的方式，即使是另外的模型，也能够应用本发明。本实施方式的估计装置10的结构与实施方式3的估计装置10同样，因此，省略图示。图7是用于说明对在血管中流通的血液量进行估计的机理的概略图。再有，只要在本实施方式中不再定义，则对于与实施方式4相同的意思的变量，使用同一变量名。

关于发送天线13和接收天线14的配置等，与实施方式4同样。能够设想通过使发送天线13的指向性或发送电场强度发生变化而生物的电波的吸收状态不同。在本实施方式中，假定电波的辐射范围是圆锥状，估计处于该圆锥内的组织整体中的血流量。

对具体的估计方法进行说明。设想以发送天线13的照射微波的部分为顶点并向皮肤130的内侧扩展的圆锥。当将该圆锥的底面的圆的半径设为r、将高度（离皮肤130的深度）设为l时，如式13那样定义圆锥的底面的面积S。r是假想的圆的半径。

[数式13]

。

如式14那样定义该圆锥的高度l。再有，式14能够与式6同样地导出。

[数式14]

。

当将具有估计对象的圆锥状的体积的组织整体的体积设为Q时，利用将式13、式14代入到式15而导出的式16定义体积Q。再有，圆锥状的体积（容积）Q与在其内部流通的血液的容量（血液量）同义。

[数式15]

。

使血管的密度ρ、比吸收率SAR₀、比吸收率SAR、血管的磁导率μ、血管的导电率σ预先存储在存储部18中。然后，估计部11将从存储部18读取的各值、从接收天线14得到的电波的感应电压V、从发送天线13输出的电压V₀、微波的照射角θ和频率f代入到式16来运算体积Q。该体积Q意味着在作为微波的辐射范围的圆锥状的区域中流通的血液的容量。

如以上说明的那样，根据估计装置10，使用在人体的血管反射后的微波，因此，能够以对人体无拘束的方式估计血管中的血液量。特别地，将处于与皮肤130的表面充分接近的位置的血管层作为对象，因此，在能够忽视从皮肤130到血管层的距离那样的情况下是有用的。

〈实施方式6〉

在实施方式1和实施方式2中说明的估计装置10以心脏或血管为对象，但是，不限定于此。本发明利用了电场强度根据液体而进行衰减，因此，不依赖于组织的形状变化，对在组织内液体的量本身的容量发生变化的情况下也能够应用。估计装置10能够测量例如由于肺淤血而累积在肺中的水分的变化量。本实施方式的估计装置10的结构与实施方式1的估计装置10同样，因此，省略图示。

图8是示出针对肺的天线的配置的概略图。图8（a）示出肺内的水分W较少的状态，图8（b）示出肺内的水分W较多的状态。如该图所示那样，以朝向肺照射微波并且接收透射肺后的微波的方式配置发送天线13和接收天线14。再有，虽然未图示，但是，也可以如图2所示那样以使微波在肺反射并且接收其的方式配置发送天线13和接收天线14。

图9是示出采样部17输出的电场强度的图。图9的横轴表示时间，纵轴示出电场强度。图中的附图标记E0示出由发送天线13辐射的微波的电场强度，是固定的。附图标记E示出从接收天线14接收、被检波部16检波、被采样部17数字化后的电场强度E。附图标记E1是通过电场强度E最高的电场强度并与E0平行的直线。将图8（a）所示那样的水较少时设为时刻t1，将图8（b）所示那样的水较多时设为时刻t2。

透射肺或在肺反射后的微波的电场强度E由于肺内的水分而衰减。该微波的电场强度E伴随着肺的舒张和缩小而周期性地发生变化。此外，当长期观察时，在图8（a）所示那样的水较少时（时刻t1），微波被水吸收的量较少，因此，作为电场强度E而被相对较高地观测。另一方面，在图8（b）所示那样的水较多时（时刻t2），作为电场强度E而被相对较低地观测。

微波从电场强度E0衰减到电场强度E，但是，该衰减量由漂移分量A和直流分量B构成。漂移分量A是衰减量之中的电场强度E与电场强度E1的差的部分，直流分量B是电场强度E0与电场强度E1的差的部分。

能够根据微波的漂移分量A来估计长期的水分的增加或减少。例如，选择时刻t1、时刻t2以使电场强度Et1和电场强度Et2为同相位，将该2个电场强度Et1、Et2连结后的直线L表示漂移分量A的趋势。

如果这样的直线L的斜率为负即漂移分量A随时间地减少，则肺的水分增加。相反，如果直线L的斜率为正即漂移分量A随时间地增加，则肺的水分减少。因此，能够基于漂移分量A的增加或减少来估计肺所包括的水的容量的长期的变化量。

另一方面，直流分量B被认为是微波根据肺所包括的水之中的不变化的量而衰减后的量。换言之，微波根据肺原本所包括的水而进行衰减，但是，其衰减量相当于直流分量B。因此，能够基于微波之中的直流分量来估计肺原本所包括的水分的容量。

像这样，能够从微波基于直流分量B来得到肺原本所包括的水的容量，基于一个周期的微波的振幅（或相位）的变化量来得到肺所包括的水的短期的变化量，以及基于漂移分量A的变化量来得到肺所包括的水的长期的变化量。

再有，如在实施方式1中说明的那样，还能够基于任意的一个周期中的微波的强度Emax、Emin的差来估计肺所包括的水的短期的变化量。

基于这样的机理，估计装置10如以下那样估计肺所包括的水的容量、其变化量。预先使肺的质量M、导电率σ、比吸收率SAR存储在存储部18中。然后，在估计部11中，将从采样部17得到的电场强度E以及从存储部18读出的质量M、导电率σ和比吸收率SAR代入到上述式3的估计式，由此，能够求取肺的容积V。将该肺的容积V估计为肺内所包括的水的量。

估计部11例如按肺的呼吸的每个周期使用电场强度E的最小值即Emin、最大值即Emax根据式4计算肺的容积的变化量ΔV。将该变化量ΔV估计为肺内所包括的水分的变化量ΔV。

此外，估计部11以充分地空出时间的方式求取任意的二个时刻t1、时刻t2处的漂移分量A。然后，如果漂移分量A随时间地减少，则估计为肺所包括的水分增加，如果漂移分量A随时间地增加，则估计为肺所包括的水分减少。

进而，估计部11运算微波的直流分量B，基于该直流分量B来估计肺原本所包括的水的容量。例如，对直流分量B乘以规定的系数等来估计该水的容量。

在上述的例子中，肺内的水分的增加或减少的速度较缓，因此，需要遍及几小时长期地进行测量。在这样的情况下，与连续地照射微波相比，优选使用脉冲波形的微波。

图10是示出在使用了脉冲波形的微波的情况下采样部输出的微波的电场强度的图。

具体而言，发送天线13以任意的周期将作为脉冲波形的微波向生物的脏器等照射。接收天线14接收透射脏器或在脏器反射后的微波。作为脉冲波形得到这样做而得到的电场强度E。

在图8（a）所示那样的水较少时（时刻t1），微波被水吸收的量较少，因此，作为电场强度Et1而被相对较高地观测。另一方面，在图8（b）所示那样的水较多时（时刻t2），作为电场强度Et2而被相对较低地观测。也就是说，在肺内的水逐渐增加的情况下，电场强度长期处于下降的趋势。虽然未特别图示，但是，在肺内的水逐渐减少的情况下，电场强度长期处于上升的趋势。

像这样，即使在使用了脉冲波形的情况下，也能够求取肺的容积V或其变化量ΔV。此外，由于不需要对生物经常照射微波，所以能够抑制对生物造成的微波的影响，并且，能够减少功耗。

再有，本实施方式的估计装置10估计了由于肺淤血造成的肺内的水分的变化量，但是，不限定于此。例如，针对在膀胱内累积的尿量的变化量也能够同样地进行估计。也就是说，如果对膀胱照射而得到的微波的振幅的变化量与图9同样地处于减少趋势，则能够估计为在膀胱中累积的尿增加。

进而，针对由于浮肿而在手脚中累积的水分的容量的变化量，也能够与本实施方式同样地进行估计。也就是说，如果对手脚照射而得到的微波的振幅的变化量与图9同样地处于减少趋势，则能够估计为在手脚中累积的水分增加。再有，这样的脉冲波形的微波不限于以肺为对象的情况，对心脏或血管、膀胱、手脚等其他的组织也能够应用。

如以上说明的那样，本实施方式的估计装置10能够对肺、膀胱、手脚等各组织照射微波，接收其反射波或透射波，估计各组织所包括的水的容量或其变化量。具体而言，能够得到组织原本所包括的水的容量、组织所包括的水的长期的和短期的变化量，能够将这些水的容量或变化量利用于对象者的诊断。

附图标记的说明

10 生物信息的估计装置

11 估计部（估计单元）

12 发送部（电波发送单元）

13 发送天线（电波发送单元）

14 接收天线（电波接收单元）

15 接收部（电波接收单元）

16 检波部

17 采样部

18 存储部（存储单元）。

Claims (9)

1.一种生物信息的估计装置，其特征在于，具备：

电波发送单元，朝向生物的组织照射电波；

电波接收单元，接收透射组织后的电波或在组织反射后的电波；以及

估计单元，基于由所述电波接收单元接收到的电波的振幅或相位和组织的比吸收率来估计组织所包括的液体的容量。

2.根据权利要求1所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述估计单元利用下式来运算组织所包括的液体的容量，

[数式1]

V：组织所包括的液体的容量，M：组织的质量，σ：组织的导电率，E：由所述电波接收单元接收到的电波的振幅，SAR：组织的比吸收率。

3.根据权利要求1所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述估计单元基于由所述电波接收单元接收到的电波的振幅或相位的变化量和所述比吸收率来估计组织所包括的液体的容量的变化量。

4.根据权利要求3所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述估计单元利用下式来运算组织所包括的液体的容量的变化量，

[数式2]

ΔV：组织所包括的液体的容量的变化量，M：组织的质量，σ：组织的导电率，Emax、Emin：由所述电波接收单元接收到的电波的振幅的最大值、最小值，SAR：组织的比吸收率。

5.根据权利要求3所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述估计单元基于由所述电波接收单元接收到的电波的振幅所包括的漂移分量的增加或减少来估计组织所包括的液体的容量的变化量，基于从所述振幅除去漂移分量后的直流分量来估计组织所包括的液体的容量。

6.根据权利要求1至权利要求5的任一项所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述组织是心脏或血管，所述组织所包括的液体是血液。

7.根据权利要求1至权利要求5的任一项所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述组织是肺，所述组织所包括的液体是水。

8.根据权利要求1至权利要求5的任一项所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述组织是膀胱，所述组织所包括的液体是尿。

9.根据权利要求1至权利要求5的任一项所述的生物信息的估计装置，其特征在于，

所述组织是手或脚，所述组织所包括的液体是水。