CN114007501A - 血液成分测定系统、血液成分测定方法和血液成分测定程序 - Google Patents

Abstract

本发明的目的在于提供一种能提高血液成分的浓度的测定精度的技术。血液成分测定系统一边压迫生物体的测定部位一边向所述测定部位照射光，基于脉搏波信号来计算规定的血液成分的浓度，所述脉搏波信号是基于从所述测定部位光接收的光而取得的。血液成分测定系统具备处理部和计算部，所述处理部进行解析所述脉搏波信号来掌握所述测定部位的压迫状态的处理，所述计算部使用掌握了所述压迫状态的期间的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度。

Description

血液成分测定系统、血液成分测定方法和血液成分测定程序

技术领域

本发明涉及血液成分测定系统、血液成分测定方法和血液成分测定程序。

背景技术

存在如下那样的技术，即：对生物体的测定部位照射光，基于从该测定部位光接收的光来取得脉搏波信号，从脉搏波信号中测定血液成分的浓度。在专利文献1中公开了如下那样的技术，即：在按压生物体的测定部位的状态下，对该测定部位照射光，检测容积脉搏波，将容积脉搏波的振幅取得最大值的按压力决定为最佳按压力，接着，对以最佳按压力进行按压的测定部位，照射测定光，基于光接收结果来计算血糖值。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2016-112042号公报。

发明内容

发明要解决的课题

脉搏波受到每日周期的影响，时时刻刻发生变化。脉搏波信号的测定结果根据压迫测定部位的力的大小而变化，不管该力太强还是太弱，都得不到良好的脉搏波信号。此外，在决定针对测定部位的最佳按压力后取得脉搏波信号来测定血液成分的浓度的情况下，例如，当由于来自外部的冲击等而使按压力在测定中发生变化时，不能应对测定中的按压力的变化，而不能取得正确的脉搏波信号。当不能取得正确的脉搏波信号时，血液成分的浓度的测定精度会降低。

鉴于上述实际情况，本公开的目的在于，提供能提高血液成分的浓度的测定精度的技术。

用于解决课题的方案

本公开的血液成分测定系统是一种血液成分测定系统，一边压迫生物体的测定部位一边向所述测定部位照射光，基于脉搏波信号来计算规定的血液成分的浓度，所述脉搏波信号是基于从所述测定部位光接收的光而取得的，所述血液成分测定系统具备：处理部，进行解析所述脉搏波信号来掌握所述测定部位的压迫状态的处理；以及计算部，使用掌握了所述压迫状态的期间的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度。根据本公开的血液成分测定系统，能够将对测定部位的压迫值是适当的脉搏波信号用于规定的血液成分的浓度计算，因此，能够提高血液成分的浓度的测定精度。

在上述血液成分测定系统中，所述计算部可以选择性地使用在针对所述测定部位的压迫值为规定范围内的期间内取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

此外，在上述血液成分测定系统中，所述计算部可以使用在规定期间内取得的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度，并且基于所述规定期间中的所述处理的结果来计算所述血液成分的浓度的可靠度，所述血液成分测定系统还可以具备通知部，所述通知部在所述可靠度为规定值以上的情况下通知所述血液成分的浓度，在所述可靠度为所述规定值不足的情况下通知所述血液成分的浓度的重新测定。

此外，在上述血液成分测定系统中，所述处理部可以通过进行所述处理来判定针对所述测定部位的压迫值是否为规定范围内，对在判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，继续进行所述处理，所述计算部可以使用在所述处理部判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

此外，本公开能够从血液成分测定方法或血液成分测定程序的方面进行掌握。例如，本公开的血液成分测定方法可以是一种血液成分测定方法，一边压迫生物体的测定部位一边向所述测定部位照射光，基于脉搏波信号来计算规定的血液成分的浓度，所述脉搏波信号是基于从所述测定部位光接收的光而取得的，其中，进行解析所述脉搏波信号来掌握所述测定部位的压迫状态的处理，使用掌握了所述压迫状态的期间的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度。

发明效果

根据本公开的技术，能提高血液成分的浓度的测定精度。

附图说明

图1是示出一个实施方式的血液成分测定系统的结构的一个例子的图。

图2是示意性地示出一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号测定装置的图。

图3是示意性地示出一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号测定装置的一部分的图。

图4是示意性地示出一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号测定装置的一部分的图。

图5是一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号测定装置的一部分的电路图。

图6是示出脉搏波信号的一个例子的图形。

图7是说明针对测定部位的压迫值的适当范围的图形。

图8是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的压迫值的监测方法的图形。

图9是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号的频率解析的图形。

图10是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号的频率解析的图形。

图11是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的脉搏波信号的拐点计数的图形。

图12是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的与从多个搏动的形状中得到的基准模式的比较方法的图形。

图13是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的与从单一搏动的形状中得到的锯齿波的比较方法的图形。

图14是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的与从单一搏动的形状中得到的锯齿波的比较方法的图形。

图15是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的与从单一搏动的形状中得到的锯齿波的比较方法的图形。

图16是说明一个实施方式的血液成分测定系统中的与从单一搏动的形状中得到的锯齿波的比较方法的图形。

图17是示出使用一个实施方式的血液成分测定系统的血液成分测定处理相关的流程图。

具体实施方式

以下，参照附图来说明本发明的实施方式。再有，以下的实施方式的结构是例示，本发明并不限定于这些实施方式的结构。

首先，说明本实施方式的血液成分测定系统。图1是示出本实施方式的血液成分测定系统1的概略结构的图。如图1所示，血液成分测定系统1具备脉搏波信号测定装置100和终端装置200。

脉搏波信号测定装置100利用发光二极管（Light-Emitting Diode（LED）），对包含血液的生物体的身体的一部分即测定部位，照射近红外光，利用光电二极管（Photodiode（PD））对通过了测定部位内的血液的近红外光进行光接收，取得光接收数据。在生物体中，除了眼球等例外，是不透明的，因此，不会透射光。然而，例如，侵入到人手指内部的光被组织、血液等散射，不进行直线传播，侵入的光的一小部分会到达PD而被检测到。该检测到的光的强度中的、周期性变动的成分是脉搏波信号，所述脉搏波信号是利用通过血液而来的光的光接收数据来检测的。

在此，作为脉搏波信号测定装置100的脉搏波信号的测定对象的生物体，列举了人。在测定对象是人的情况下，测定部位只要是能够利用近红外光容易检测到脉动的部位即可，优选的是，手指、手掌、手腕、肘内侧、膝盖里侧、脚底、脚趾、耳垂、耳朵前侧、嘴唇、胸口等，更优选的是，能够明确地检测到脉动的拇指、食指、中指。以下，将测定对象的生物设为人、测定部位设为拇指来进行说明。再有，测定对象的生物和测定部位不限于这些。

脉搏波信号测定装置100具备控制部110、存储部120、照射部130、光接收部140、通信部150、操作部160。控制部110包含中央处理单元（Central Processing Unit（CPU）），对脉搏波信号测定装置100内的各部进行控制。存储部120包含闪速存储器或电可擦除可编程只读存储器（Electrically Erasable Programmable Read-Only Memory（EEPROM））等非易失性存储器、以及随机存取存储器（Random Access Memory（RAM））。存储部120存储脉搏波信号测定装置100中的控制程序、以及执行各种处理时得到的数据。

照射部130对生物体的测定部位照射近红外光。在本实施方式中，脉搏波信号测定装置100利用照射部130，对作为测定对象的人的拇指，照射近红外光，由此测定脉搏波信号。

通过了人手指血管内的血液的光的强度根据血液的脉动而周期性地变动。本实施方式的血液成分测定系统1利用作为通过了人拇指血管内的血液的光强度的经时变化的脉搏波信号，来非侵袭地测定多个波长中的血液的吸光度，由此测定血液中的甘油三酯（Triglyceride）的值（以下，称为“血中TG值”）、以及以百分比表示糖化血红蛋白占血液中包含的总血红蛋白浓度的比例的值（以下，称为“HbA1c值”）。

当血中TG值的浓度上升而血液的浊度变大时，波长1050nm附近的近红外光中的吸光度变大。因此，在本实施方式中，基于波长1050nm中的血液的吸光度与波长1300nm中的血液的吸光度的差分，来测定血中TG值。

此外，本发明的发明人发现了，与HbA1c值对应地，波长1450nm附近的吸光度比其他波长变化得更大。进而，由于根据血液中的总血红蛋白浓度，波长900nm～1300nm附近的吸光度发生变化，所以在本实施方式中，使用1450nm的吸光度、以及波长1050nm或波长1300nm的吸光度，来测定HbA1c值。

为了通过对人手指照射上述波长的近红外光来非侵袭地测定血中TG值和HbA1c值，脉搏波信号测定装置100的照射部130具有作为第一发光元件的峰值波长是1050nm的LED、作为第二发光元件的峰值波长是1300nm的LED、以及作为第三发光元件的峰值波长是1450nm的LED。再有，后面将描述这些LED的细节以及血中TG值、HbA1c值的测定方法的细节。

光接收部140对通过了测定部位中的血液的光进行光接收。由照射部130照射的近红外光通过生物体的测定部位中包含的血液，被光接收部140光接收。光接收部140具有PD（光电二极管），利用PD来检测通过了血液的光，将其强度输出为电压信号。此外，脉搏波信号测定装置100具有AD（Analog Digital：模拟数字）变换器（未图示），对来自光接收部140的PD的作为光接收数据的输出信号进行AD变换，之后，将其输出到控制部110。控制部110将光接收数据作为脉搏波信号，存储在存储部120中。再有，后面将描述照射部130和光接收部140的位置关系。

通信部150利用Bluetooth（注册商标）、Bluetooth Low Energy（BLE）、Wi-Fi等公知的近距离无线通信，与终端装置200进行无线通信。脉搏波信号测定装置100能够将脉搏波信号等各种数据发送到终端装置200、或者从终端装置200接收控制信号。

操作部160例如由按钮或触摸面板等构成。操作部160进行操作，由此进行电源的接通关断、与终端装置200的通信设定等。

接着，说明本实施方式的血液成分测定系统1所具备的终端装置200。作为终端装置200，可列举出智能电话、功能电话、平板电脑型个人计算机、笔记本型个人计算机、台式个人计算机、其他各种电子设备。此外，在终端装置200中，执行以下说明的血液成分测定中的各种处理（参照图17）。在本实施方式中，终端装置200是计算机的一个例子。在本实施方式的血液成分测定系统1中，终端装置200基于由脉搏波信号测定装置100取得的脉搏波信号，来计算血中TG值和HbA1c值。

终端装置200具备控制部210、存储部220、显示部230、通信部240、操作部250。控制部210包含CPU，对终端装置200内的各部进行控制。存储部220包含硬盘驱动器（HardDisk Drive（HDD））、闪速存储器、EEPROM等非易失性存储器以及RAM。存储部220存储终端装置200中的血液成分测定程序、控制程序、以及执行各种处理时得到的数据。在控制部210中，CPU执行存储部220中存储的程序，由此实现处理部211和计算部212的各功能部。处理部211进行解析脉搏波信号来掌握测定部位的压迫状态的处理。计算部212使用脉搏波信号来计算血液成分的浓度、或者计算血液成分的浓度的可靠度。

显示部230（“通知部”的一个例子）由液晶显示装置或有机EL显示装置等构成。终端装置200在显示部230中显示血中TG值和HbA1c值的测定值、该测定值的可靠度。

通信部240能够利用Bluetooth、BLE、Wi-Fi等公知的近距离无线通信，与脉搏波信号测定装置100进行无线通信，从脉搏波信号测定装置100接收脉搏波信号等的各种数据、或者将控制信号发送到脉搏波信号测定装置100。

操作部250例如由按钮或触摸面板等构成。操作部250进行操作，由此进行脉搏波信号的测定开始、与脉搏波信号测定装置100的通信设定等。

接着，使用图2，更详细地说明本实施方式的脉搏波信号测定装置100的结构例。图2是脉搏波信号测定装置100的外观立体图。脉搏波信号测定装置100具备框体170、以及覆盖框体170上部的上部盖子171。此外，在脉搏波信号测定装置100中，在框体170和上部盖子171之间，设置有开口部172，所述开口部172用于插入作为测定对象的被检者的手指。在抵接面170a设置有照射部130和光接收部140，所述抵接面170a在被检者将手指插入到开口部172内的情况下在框体170中与该手指抵接。

在上部盖子171设置有旋钮173，所述旋钮173用于调节将被检者手指推碰到抵接面170a的力。在本实施方式中，旋钮173与贯通上部盖子171的螺钉（未图示）接合。按压被检者手指的按压板（未图示）与该螺钉的前端接合。当向右转旋钮173时，螺钉和按压板向抵接面170a侧降低，该按压板按压被检者手指的按压力增大。另一方面，当向左转旋钮173时，螺钉和按压板向上部盖子171侧上升，该按压板按压被检者手指的按压力减小。被检者能够通过向左右中任一侧转旋钮173，来调节将手指推碰到抵接面170a的力。

图3是示意性地示出在图2所示的脉搏波信号测定装置100中被检者将拇指300插入到开口部172的状态的图。在本实施方式的血液成分测定系统中，在脉搏波信号测定装置100中，采用反射光方式，其中，照射部130向拇指300腹侧照射光，利用配置在该指腹侧的光接收部140对通过了血液的该光进行光接收。

图4是示出在脉搏波信号测定装置100中配置了照射部130和光接收部140的抵接面170a的平面图。照射部130具有第一LED 131、第二LED 132、以及第三LED 133。第一LED131照射在波长1050nm具有峰值波长的光。第二LED 132照射在波长1300nm具有峰值波长的光。第三LED 133照射在波长1450nm具有峰值波长的光。

此外，在本实施方式中，照射部130按生物体的测定部位中的生物体透射性从低到高的波长顺序，照射光。在此，生物体内的光的吸收率越低，则生物体透射性越高，生物体内的光的吸收率越高，则生物体透射性越低。一般，波长850nm～1500nm中的近红外光在生物体内的吸收率较小，生物体透射性较高。在上述波长的近红外光中，关于人手指中的生物体透射性，按从低到高的顺序，是波长1450nm、波长1300nm、波长1050nm。通过控制部110控制，由此照射部130按生物体透射性的从低到高的顺序，即第三LED 133、第二LED 132、第一LED 131的顺序，照射光。此外，如图4所示，第三LED 133以使得与光接收部40的距离最近的方式配置在3个并排的LED 131～133中央，所述第三LED 133照射在波长1450nm处具有峰值波长的光，所述波长1450nm的生物体透射性在该3波长中相对较低。

此外，光接收部140具有PD 141。PD 141对从照射部130向手指照射而通过了血液的光进行光接收。PD 141通过对光进行光接收，而输出作为光接收数据的电压信号。

图5是本实施方式的脉搏波信号测定装置100的一部分的电路图。脉搏波信号测定装置100具备构成控制部110和存储部120的微型计算机180。微型计算机180由脉搏波信号测定装置100所具备的未图示的电源（例如，二次电池）供应电力，由此工作。PD 141的一端侧（输出端子）经由电阻器181和电容器182并联连接的RC并联电路（R=680kΩ，C=3nF），连接到微型计算机180，PD 141的另一端侧连接到地（接地）。此外，脉搏波信号测定装置100具备晶体管183（NPN型）。在晶体管183中，集电极端子连接到PD 141的输出端子，发射极端子连接到地，基极端子连接到微型计算机180。晶体管183是切换元件的一个例子，所述切换元件对PD 141的输出端子连接到地的连接状态、以及PD 141的输出端子与地断开的非连接状态进行切换。

此外，本实施方式的脉搏波信号测定装置100在规定时间（100毫秒）内，按第三LED 133、第二LED 132、第一LED 131的顺序，照射不同波长的光，由此取得1个循环的量的光接收数据。通过晶体管183，在某个循环中的由第一LED 131的光照射之后，PD 141的输出端子连接到地，在某个循环的下一循环中的由第三LED 133的光照射之前，PD 141的输出端子与地断开。由此，能够按每个循环，暂且重置PD 141的输出信号。再有，晶体管183的切换控制由微型计算机180执行。用于执行该控制的控制程序储存在微型计算机180的存储部（图1所示的存储部120）中。

此外，如图5所示，第一LED 131、第二LED 132、第三LED 133的阳极端子连接到施加3.3V直流电压的电源电路（未图示），它们的阴极端子经由电阻器连接到晶体管184～186（NPN型）的集电极端子。晶体管184～186中的哪个的发射极端子均连接到地，此外，晶体管184～186中的哪个的基极端子均经由电阻器连接到微型计算机180。微型计算机180根据第一LED 131、第二LED 132和第三LED 133的光照射定时，来向晶体管184～186的各基极端子施加电压，由此3.3V直流电压被施加到各LED。由此，脉搏波信号测定装置100能够在规定的定时，执行第一LED 131、第二LED 132和第三LED 133的光照射。再有，用于执行该控制的控制程序储存在微型计算机180的存储部（图1所示的存储部120）中。

接着，使用图6（a）、图6（b）来说明脉搏波信号测定装置100测定的脉搏波信号。在用脉搏波信号测定装置100测定脉搏波时，压迫测定部位的力的大小（以下，仅称为“压迫值”）会影响测定结果。在本实施方式中，脉搏波信号测定装置100向拇指的腹侧照射光，在拇指的腹侧对光进行光接收，因此，对拇指的腹侧的压迫值会影响测定结果。

图6（a）是示出在对测定部位的压迫值是适当的情况下测定的脉搏波信号的一个例子的图形。图6（b）是示出在对测定部位的压迫值是不适当的情况下测定的脉搏波信号的一个例子的图形。在图6（a）和图6（b）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位）。如图6（a）和图6（b）所示，可知，对测定部位的压迫值是适当的情况更能够测定搏动状态良好的脉搏波信号。

接着，使用图7来说明对测定部位的压迫值的适当范围。图7是说明对测定部位的压迫值的适当范围（以下，称为“规定范围”）的图形。图7的图形示出了一边压迫测定部位一边照射峰值波长是1050nm的光照射而从测定部位光接收的光的强度和振幅的大小。在图7的图形中，横轴表示压迫值（N），左侧纵轴表示光接收的光的光强度的平均值（任意单位），右侧纵轴表示光接收的光的振幅（任意单位）。此外，在图7的图形中，线a1示出光强度的平均值相对于压迫值的变化，线a2示出振幅相对于压迫值的变化。

由于心脏的搏动，血管重复收缩和扩张，伴随着该收缩和扩张，血管内的血液容积发生变动。脉搏波信号表示针对测定部位照射光而随着血液容积的变动而通过了测定部位内的血管的光强度的变化。光所通过的血液容积越大，则通过了血管的光强度越小，光所通过的血液容积越小，则通过了血管的光强度越大。因此，以使得与搏动对应地变化的血管内的血液容积的最大值和最小值的差相对变大的方式，对测定部位施加压力，由此能够测定良好的脉搏波信号。

在本实施方式中，将压迫值的规定范围设定为振幅成为2以上的范围。如图7的图形所示，压迫值的规定范围例如是约2.7N～约4.7N。这样，压迫值的规定范围能够基于光接收的光的振幅（脉搏波信号的振幅）来监视。在本实施方式的血液成分测定系统1中，脉搏波信号测定装置100将测定的脉搏波信号实时地发送到终端装置200。终端装置200进行通过解析从脉搏波信号测定装置100接收到的脉搏波信号来掌握对测定部位的压迫状态的处理。

接着，使用图8（a）～图8（c）来说明压迫值的监测方法。图8（a）是概念性地说明本实施方式中的压迫值的监测方法的一个例子的图形。在图8（a）的图形中，横轴表示时间（秒），线b1示出脉搏波信号。在本例中，设置了监测期间1，来作为到对测定部位的压迫值变为规定范围为止的脉搏波信号测定期间。在监测期间1中，脉搏波信号测定装置100使第一LED 131点亮，向被检者的拇指，照射峰值波长是1050nm的光，用PD 141对通过了该拇指内的血液的光进行光接收，测定脉搏波信号。此外，脉搏波信号测定装置100将所测定的脉搏波信号实时地发送到终端装置200，终端装置200解析脉搏波信号，来判定对测定部位的压迫值是否变为规定范围。当判定为对测定部位的压迫值变为规定范围时，终端装置200使脉搏波信号测定装置100开始血液成分测定用的脉搏波信号的测定，由此开始监测期间2（“规定期间”的一个例子）。监测期间2是血液成分测定用的数据取得期间（约20秒），脉搏波信号测定装置100在监测期间2中，使第一LED 131～第三LED 133依次点亮，测定脉搏波信号。终端装置200基于在监测期间2取得的脉搏波信号来计算血中TG值和HbA1c值。根据本实施方式的血液成分测定系统1，由于基于在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号来计算血中TG值和HbA1c值，所以能够提高血液成分的浓度的测定精度。

这样，在监测期间1内，使第一LED 131点亮。这是因为，在监测期间1内，对压迫值监视用的脉搏波信号进行测定，而不是血液成分测定用的脉搏波信号，与使多个LED依次点亮相比，利用一个LED照射光来取得光接收数据，由此能够增加光接收数据数量，因此，能够实现比监测期间2更详细的压迫值的解析。此外，终端装置200在监测期间2中，也通过解析血液成分测定用的脉搏波信号中的、从第一LED 131的照射光中得到的脉搏波信号，来监视压迫值。

图8（b）是概念性地说明本实施方式中的压迫值的监测方法的一个例子的图形。在图8（b）的图形中，横轴表示时间（秒），线b2和线b3示出脉搏波信号。为了说明的方便，线b2和线b3分成上下2段来描画，但是，均示出了相同的脉搏波信号。在本例中，一边按时间错开单位时间的评价区间，一边重复进行压迫值的评价，在压迫值变为规定范围的评价区间之后，取得血液成分测定用的脉搏波信号。再有，在本例中，也在压迫值变为规定范围的以前的评价区间中，使第一LED 131点亮，测定压迫值监视用的脉搏波信号，在压迫值变为规定范围内之后的评价区间中，使第一LED 131～第三LED 133依次点亮，测定血液成分测定用的脉搏波信号。此外，如图8（b）的图形所示，在评价区间1中，压迫值为规定范围外，但是，在评价区间N（N为2以上的自然数）中，终端装置200判定为压迫值变为规定范围内，在此情况下，脉搏波信号测定装置100在评价区间N的开始之后，对血液成分测定用的脉搏波信号进行例如约20秒的量（“规定期间”的一个例子）测定。终端装置200基于约20秒的量的血液成分测定用的脉搏波信号，来计算血中TG值和HbA1c值。根据本实施方式的血液成分测定系统1，由于基于在对测定部位的压迫值变为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号来计算血中TG值和HbA1c值，所以能够提高血液成分的浓度的测定精度。

图8（c）是概念性地说明本实施方式中的压迫值的监测方法的一个例子的图形。在图8（c）的图形中，横轴表示时间（秒），线b4示出脉搏波信号。在本例中，说明了在血液成分测定用的脉搏波信号的取得完成之前压迫值发生了变化的情况。再有，在本例中，在压迫值最初变为规定范围以前的期间内，使第一LED 131点亮，测定压迫值监视用的脉搏波信号，在压迫值最初变为规定范围内之后的期间内，使第一LED 131～第三LED 133依次点亮，测定血液成分测定用的脉搏波信号。例如，如图8（c）的图形所示，当终端装置200基于压迫值监视用的脉搏波信号而判定为压迫值最初变为规定范围内时，脉搏波信号测定装置100测定血液成分测定用的脉搏波信号（在图8（c）中，取得数据A）。终端装置200基于取得数据A，继续压迫值的监视，当在取得数据A的测定时间达到规定期间（约20秒）前，判定为压迫值变为规定范围外时，接着，将在判定为压迫值变为规定范围内之后取得的脉搏波信号（在图8（c）中，取得数据B）作为血液成分测定用的脉搏波信号。终端装置200以使得取得数据A和取得数据B的合计的测定时间变为规定期间的方式，使脉搏波信号测定装置100测定血液成分测定用的脉搏波信号，基于取得数据A和取得数据B的脉搏波信号来计算血中TG值和HbA1c值。如本例那样，血液成分测定用的脉搏波信号可以分割为2以上来取得。本实施方式的血液成分测定系统1基于规定范围内的压迫值施加到测定部位的期间的脉搏波信号，来计算血液成分的浓度，因此总是监视压迫值。由此，在血液成分测定系统1中，即使在血液成分测定用的脉搏波信号的测定中，对测定部位的压迫值变化到规定范围外的情况下，处理部211也掌握该压迫值的变化，计算部212选择性地使用在对测定部位的压迫值再次变为规定范围内的期间内取得的脉搏波信号，来计算血液成分的浓度。由此，血液成分测定系统1能够提高血液成分的浓度的测定精度。

接着，详细地说明掌握测定部位的压迫状态的处理方法。在本实施方式中，通过进行使压迫值数值化的解析来掌握测定部位的压迫状态。在本实施方式中，作为使压迫值数值化的解析方法，举例说明了：脉搏波信号的频率解析、脉搏波信号的拐点计数、与从脉搏波信号中的多个搏动的形状中得到的基准模式的比较、以及与从脉搏波信号中的单一搏动的形状中得到的锯齿波的比较的合计4种方法。

首先，说明频率解析。图9（a）是示出在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下由脉搏波信号测定装置100测定的脉搏波信号的一个例子的图形。在图9（a）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位），线c1示出脉搏波信号。图9（b）是按每个单位时间对图9（a）所示的脉搏波信号进行傅里叶变换并示出该脉搏波信号的每个频率的信号分量的振幅频谱的图形。在图9（b）的图形中，横轴表示频率（Hz），纵轴表示振幅（任意单位），线c2示出振幅频谱。

另一方面，图10（a）是示出在对测定部位的压迫值为规定范围外的情况下由脉搏波信号测定装置100测定的脉搏波信号的一个例子的图形。在图10（a）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位），线d1示出脉搏波信号。图10（b）是按每个时间单位对图10（a）所示的脉搏波信号进行傅里叶变换并示出该脉搏波信号的每个频率的信号分量的振幅频谱的图形。在图10（b）的图形中，横轴表示频率（Hz），纵轴表示振幅（任意单位），线d2示出振幅频谱。

如图9（b）和图10（b）所示，与在对测定部位的压迫值为规定范围外的情况下测定的脉搏波信号相比，在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号的傅里叶变换后的最大振幅（与脉动的频率对应的振幅）更大。这样，在对测定部位的压迫值和脉搏波信号的傅里叶变换后的最大振幅之间，存在相关关系，因此，能够预先测定压迫值的规定范围和脉搏波信号的傅里叶变换后的最大振幅之间的相关关系，根据脉搏波信号的傅里叶变换后的最大振幅，使压迫值数值化。再有，在本实施方式中的频率解析中，脉搏波信号可以在傅里叶变换之前，通过搏动的振幅而标准化。即使在进行了这样的标准化的情况下，脉搏波信号的傅里叶变换后的最大振幅和对测定部位的压迫值之间的相关关系也不会变化。

接着，说明脉搏波信号的拐点计数。图11（a）是示出在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下由脉搏波信号测定装置100测定的脉搏波信号的一个例子的图形。图11（b）是示出在对测定部位的压迫值为规定范围外的情况下由脉搏波信号测定装置100测定的脉搏波信号的一个例子的图形。在图11（a）和图11（b）中，示出了搏动2次的量的脉搏波信号。

在脉搏波信号的搏动1次的量中，作为拐点，存在一组最小点和最大点、以及凹点（notch）。在此，脉搏波信号是由于血液的驱出而产生的顺行性的驱出波与由于来自末梢的反射而产生的逆行性的反射波进行重合而形成的，将处于驱出波与反射波的边界部分的凹陷定义为凹点。

在本实施方式中的脉搏波信号的拐点计数中，从计数对象的拐点中，除去最小点、最大点和凹点。如图11（a）所示，在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号中，不存在最小点、最大点和凹点以外的拐点，计数对象的拐点数是“0”。另一方面，如图11（b）所示，在对测定部位的压迫值为规定范围外的情况下测定的脉搏波信号中，在最小点、最大点和凹点以外，存在拐点（图中，点1～点6），计数对象的拐点数是“6”。

在此，在良好的脉搏波信号中，计数对象的拐点较少，在理想的脉搏波信号中，计数对象的拐点数是“0”。另一方面，在不佳的脉搏波信号中，计数对象的拐点相对较多。这样，在脉搏波信号的良好性和计数对象的拐点中，看到相关关系。因此，在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号和在该压迫值为规定范围外的情况下测定的各脉搏波信号与计数对象的拐点中，看到相关关系。能够预先求取本实施方式中的脉搏波信号的拐点计数（例如，搏动5次的量的脉搏波信号中的计数对象的拐点数）与脉搏波信号测定时的对测定部位的压迫值之间的相关关系，利用该拐点数，使压迫值数值化。

接着，说明与从多个搏动的形状中得到的基准模式的比较（以下，仅称为“比较法1”）。在比较法1中，将脉搏波信号分割为多个搏动的量，使单位时间中的搏动次数的量重合，利用加法平均来计算基准搏动。由此，在比较法1中，计算基准搏动与评价对象的搏动之间的欧式距离的合计值。再有，在比较法1中，通过各一个搏动地依次错开计算基准搏动时的搏动和评价对象的搏动，能够针对多个搏动的量的脉搏波信号进行解析。

图12（a）是示出脉搏波信号的一个例子的图形。在图12（a）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位）。在本例中，例示了使图12（a）所示的虚线f1所包围的5次的量的搏动重合来计算基准搏动并评价图12（a）所示的虚线f2所包围的搏动的方法。

图12（b）是使基准搏动和评价对象的搏动重合的图形。在图12（b）的图形中，横轴表示时间（秒），虚线g1示出基准搏动，线g2示出评价对象的搏动。

越是良好的脉搏波信号，则基准搏动与评价对象的搏动之间的欧式距离的合计值越小，越是不佳的脉搏波信号，则基准搏动与评价对象的搏动之间的欧式距离的合计值越大。这样，在脉搏波信号的良好性和该欧式距离的合计值中，看到相关关系。因此，在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号和在该压迫值为规定范围外的情况下测定的各脉搏波信号与该欧式距离的合计值中，看到相关关系。在本实施方式中的比较法1中，能够预先求取该欧式距离的合计值与脉搏波信号测定时的对测定部位的压迫值之间的相关关系，利用该欧式距离的合计值，使压迫值数值化。

接着，说明与从单一搏动的形状中得到的锯齿波的比较（以下，仅称为“比较法2”）。在比较法2中，将连结脉搏波信号的谷和峰而得到的形状视为最佳的脉搏波的模式，对将其与各个搏动相比较而得到的差异即欧式距离的大小进行比较，由此评价脉搏波信号。

图13（a）～图13（c）示出了以单位时间划分的脉搏波信号。在此，比较了图13（a）所示的脉搏波信号中的、某个时刻的数据（P）和包含数据（P）的前后数点所构成的数据序列（D）。在此，将前后各3点合计7点的数据作为数据序列（D）。在数据（P）与数据序列（D）的最大值一致的情况下，能够将该数据（P）视为各个搏动中的峰。

接着，能够通过依次移动所关注的时刻来提取搏动中的谷。例如，在图13（b）所示的数据（P）与数据序列（D）的最小值一致的情况下，能够将该数据（P）视为各个搏动中的谷。

另一方面，如图13（c）所示，在数据（P）与图13（a）中提取的峰以及图13（b）中提取的谷都不一致的情况下，能够将该数据（P）视为不是峰和谷中的任一个。

这样，通过依次移动所关注的时刻，能够从脉搏波信号中动态且几乎即时地提取脉搏波信号中的各个搏动的峰和谷。连结这样提取的峰和谷而得到的矩形能够用于对脉搏波信号的形状进行评价时的比较模式。

能够使用通过上述方法得到的比较模式来使对测定部位的压迫值数值化。在以下的例子中，利用通过测定而得到的脉搏波信号与比较模式之间的欧式距离的合计值，来评价脉搏波信号。

（比较法2-1）

图14（a）是示出在对测定部位的压迫值是适当的情况下测定的良好的脉搏波信号的一个例子的图形。图14（b）是示出在对测定部位的压迫值是不适当的情况下测定的不佳的脉搏波信号的一个例子的图形。在图14（a）和图14（b）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位），实线h1、h3示出测定的脉搏波信号，虚线h2、h4示出比较模式。在比较法2-1中，通过良好的脉搏波信号和不佳的脉搏波信号与各比较模式之间的欧式距离，来计算图14（a）和图14（b）的各图形中的实线h1、h3和虚线h2、h4所包围的面积（在图中，由向右上阴影线所示（在本例中，仅图示了1搏动的量））。在图14（a）的图形和图14（b）的图形中，图14（a）的图形的该面积值更大。在图14（a）所示的图形中，搏动10次的量的该面积的平均值是1.11，在图14（b）所示的图形中，其是0.70。实线h1和虚线h2之间的欧式距离的合计值小于实线h3和虚线h4之间的欧式距离的合计值，但是，良好的脉搏波信号的振幅大于不佳的脉搏波信号的振幅，因此，图14（a）的图形的该面积值更大。再有，在图14（a）和图14（b）的图形中示出了各个搏动中的面积值。

（比较法2-2）

图15（a）是示出在对测定部位的压迫值是适当的情况下测定的良好的脉搏波信号的一个例子的图形。图15（b）是示出在对测定部位的压迫值是不适当的情况下测定的不佳的脉搏波信号的一个例子的图形。在图15（a）和图15（b）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位），实线i1、i3示出测定的脉搏波信号，虚线i2、i4示出比较模式。再有，在搏动的振幅的大小方面，使图15（a）和图15（b）所示的各脉搏波信号标准化。

在比较法2-2中，与比较法2-1同样，通过各脉搏波信号和各比较模式之间的欧式距离，来计算图15（a）和图15（b）的各图形中的实线i1、i3和虚线i2、i4所包围的面积（在图中，由向右上阴影线所示（在本例中，仅图示了1搏动的量））。在图15（a）的图形和图15（b）的图形中，图15（b）的图形的该面积值更大。在图15（a）所示的图形中，10次的量的搏动的量的该面积的平均值是0.14，在图15（b）所示的图形中，其是0.23。比较法2-2能够将该面积的大小用作脉搏波信号的指标。再有，在图15（a）和图15（b）的图形中示出了各个搏动中的面积值。

在此，在比较法2-2中，通过根据搏动10次的量的脉搏波信号，使振幅标准化，由此，消除了上述的比较法2-1中的问题点，但是，为了取得搏动10次的量的脉搏波信号，假设在使心拍数为60次/分钟的情况下，脉搏波信号的测定时间需要约10秒期间，在监测对测定部位的压迫状态的情况下（例如，图8（a）所示的监测期间1），该标准化方法不是优选的。因此，根据尽可能少数的搏动来使脉搏波信号标准化是更好的。另一方面，当根据1次的量的搏动来标准化时，在标准化的正确性方面较差，因此，最好从正确性和即时性的两方面出发，来决定在标准化中使用的搏动次数。

（比较法2-3）

图16（a）是示出在对测定部位的压迫值是适当的情况下测定的良好的脉搏波信号的一个例子的图形。图16（b）是示出在对测定部位的压迫值是不适当的情况下测定的不佳的脉搏波信号的一个例子的图形。在图16（a）和图16（b）的图形中，横轴表示时间（秒），纵轴表示振幅的强度（任意单位），实线j1、j3示出测定的脉搏波信号，虚线j2、j4示出比较模式。再有，在搏动的振幅的大小方面，使图16（a）和图16（b）所示的各脉搏波信号标准化。

在比较法2-3中，与比较法2-1和比较法2-2不同，计算由搏动的谷、峰、谷的三点所形成的三角形（在图16（a）和图16（b）中，由点阴影所示的区域）的面积，并计算该面积（图中，由向右上阴影线所示的区域）的比例，由此能够使与比较模式的偏离进行数值化。在图16（a）和图16（b）中，数值化地示出了通过比较法2-3得到的各个搏动相对于上述三角形偏离了多少。数值越大，则测定的脉搏波信号与比较模式的偏离越大。此外，关于从搏动10次的量计算的测定的脉搏波信号与比较模式的偏离的平均值，在图16（a）所示的情况下是0.16，在图16（b）所示的情况下是0.30。

比较法2-3的优越之处在于，比较模式是由其搏动的谷和峰形成的1个搏动的三角形，因此，能够即时地使脉搏波信号的状态进行数值化。此外，能够使与搏动的三角形的偏离的比例进行数值化，因此，能够通过从1减去得到的数值来使脉搏波信号的状态分数化为0至1的范围或百分率。例如，在图16（a）的图形的情况下，从搏动10次的量中得到的脉搏波信号的分数是0.84（84%），在图16（b）的图形的情况下，从搏动10次的量中得到的脉搏波信号的分数是0.70（70%）。

这样，在脉搏波信号的良好性和与比较模式的欧式距离的合计值中，看到相关关系。因此，在对测定部位的压迫值为规定范围内的情况下测定的脉搏波信号和该压迫值为规定范围外的情况下测定的各脉搏波信号与该欧式距离的合计值中，看到相关关系。在本实施方式中的比较法2中，能够预先求取该欧式距离的合计值和脉搏波信号测定时的对测定部位的压迫值之间的相关关系，利用该欧式距离的合计值，使压迫值数值化。

此外，在本实施方式中，例示了在从脉搏波信号提取谷和峰时使用所关注的时刻的前3点、后3点的合计7点来比较所关注时刻的数据（P）和数据序列（D）的最大值和最小值的方法，但是，也能够利用其他方法来提取最小点和最大点。例如，可以通过与某个时刻的前后的数据点的大小关系或微分值的比较来提取谷和峰。

此外，在本实施方式中，欧式距离通过对与比较模式的脉搏波信号的偏离的值求取两者的平方和的平方根来计算，但是，也可以将该值的绝对值之和用于欧式距离的计算。

接着，使用图17来说明本实施方式的血液成分测定系统1的测定处理。图17是血液成分测定系统1所执行的测定处理相关的流程图。被检者向脉搏波信号测定装置100的开口部172插入拇指并转动旋钮173来调整拇指对抵接面170a的按压力。接着，被检者操作终端装置200，开始血液成分测定。

首先，终端装置200在OP 201中，向脉搏波信号测定装置100发送用于压迫值判定的脉搏波信号的测定指示。脉搏波信号测定装置100当接收到OP 201中的测定指示时，开始OP 101的处理。脉搏波信号测定装置100在OP 101中，使第一LED 131点亮，向被检者的拇指，照射峰值波长是1050nm的光，用PD 141对通过了该手指内的血液的光进行光接收，测定脉搏波信号。脉搏波信号测定装置100将所测定的脉搏波信号实时地发送到终端装置200。

接着，终端装置200的处理部211在OP 202（“掌握压迫状态的处理”的一个例子）中，通过对脉搏波信号进行解析来判定对测定部位的压迫值是否为规定范围。作为该脉搏波信号的解析方法，列举了上述的使压迫值进行数值化的解析方法。

处理部211在OP 202中判定为压迫值不是规定范围时，转移到OP 203的处理。终端装置200在OP 203中，对被检者指示压迫值修正。例如，终端装置200在显示部230中显示对压迫值修正进行指示的文字或图像等。被检者一边参照显示部230中显示的文字或图像，一边转动旋钮173来调整拇指对抵接面170a的按压力。血液成分测定系统1重复执行OP101、OP 202、OP 203的处理，直到压迫值变为规定范围为止。重复执行OP 101、OP 202、OP203的处理的期间是图8（a）所示的监测期间1。

另一方面，处理部211在OP 201中判定为压迫值为规定范围时，转移到OP 204的处理。在接下来的OP 204中，终端装置200将血液成分测定用的脉搏波信号的测定指示发送到脉搏波信号测定装置100。

脉搏波信号测定装置100当接收到OP 204中的测定指示时，转移到OP 102的处理。在OP 102中，脉搏波信号测定装置100测定血液成分测定用的脉搏波信号。脉搏波信号测定装置100按第三LED 133、第二LED 132、第一LED 131的顺序，向被检者的拇指照射光，用PD 141对通过了该手指内的血液的光进行光接收，取得光接收数据。脉搏波信号测定装置100例如取得20秒的量（200个循环的量）的光接收数据，将20秒的量的光接收数据作为脉搏波信号。此外，脉搏波信号测定装置100将所测定的脉搏波信号实时地发送到终端装置200。对该20秒的量的脉搏波信号进行测定的期间是图8（a）所示的监测期间2。终端装置200在OP 205中接收脉搏波信号，并且，处理部211进行如下的处理：解析血液成分测定用的脉搏波信号中的、从第一LED 131的照射光中得到的脉搏波信号，由此掌握对测定部位的压迫状态。

如以上那样，在OP 201～205的处理中，处理部211进行掌握测定部位的压迫状态的处理，由此终端装置200判定对测定部位的压迫值是否为规定范围内。然后，在终端装置200中，处理部211继续进行针对在判定为对测定部位的压迫值为规定范围内之后取得的脉搏波信号来掌握压迫状态的处理，并且在OP 206～OP 208的处理中，计算部212计算血液成分的浓度。

在接下来的OP 206中，终端装置200的计算部212从脉搏波信号中计算与各波长对应的吸光度。例如，与各波长对应的脉搏波信号的变化幅度能够适当变换为吸光度。计算部212根据与各波长的照射时对应的脉搏波信号的变化幅度，计算与波长1050nm的光照射对应的血液的吸光度（以下，称为“第一吸光度”）、与波长1300nm的光照射对应的血液的吸光度（以下，称为“第二吸光度”）、以及与波长1450nm的光照射对应的血液的吸光度（以下，称为“第三吸光度”）。

在接下来的OP 207中，计算部212根据第一吸光度和第二吸光度，计算血中TG值。终端装置200例如进行第一吸光度和第二吸光度之间的差分，由此计算非侵袭血液吸光度，使用规定的变换表，将非侵袭血液吸光度变换为血中TG值。由此，计算血中TG值。

在接下来的OP 208中，计算部212使第三吸光度标准化，将经标准化的第三吸光度变换为HbA1c值。作为标准化的一个例子，例如，列举将第三吸光度除以第一吸光度或第二吸光度。通过第三吸光度的标准化，能够在不取决于总血红蛋白浓度的情况下更正确地计算HbA1c值。此外，作为将经标准化的第三吸光度变换为HbA1c值的方法，列举了例如在终端装置200的存储部220中储存预先制作的对吸光度和HbA1c值的关系进行表示的校准线的数据，通过将标准化后的第三吸光度和校准线进行比较来计算HbA1c值。再有，在校准线的制作中，优选使用作为测定对象的人的血红蛋白和糖化血红蛋白。

在接下来的OP 209中，计算部212计算血中TG值和HbA1c值的测定值的可靠度。计算部212例如通过上述说明的比较法2-2或比较法2-3，使在血液成分计算中使用的脉搏波信号分数化，由此计算可靠度。

在接下来的OP 210中，计算部212判定可靠度是否为规定值以上（例如，0.8（80%）以上）。当计算部212判定为可靠度为规定值不足时，转移到OP 212的处理。终端装置200在OP 212中，利用显示部230向被检者通知血液成分的重新测定，接着，再次执行OP 201的处理。由此，血液成分测定系统1对血液成分的浓度进行重新测定。

另一方面，计算部212在OP 210中判定为可靠度为规定值以上时，转移到OP 211的处理。在OP 211中，终端装置200在显示部230中，显示血中TG值和HbA1c值、以及可靠度，作为测定结果。这样，终端装置200具备显示部230，所述显示部230在可靠度为规定值以上的情况下通知血液成分的浓度，在可靠度为规定值不足的情况下通知血液成分的浓度的重新测定。由此，被检者能够知晓血中TG值和HbA1c值。

根据本实施方式，由于能够检测正确的脉搏波信号，所以能够提高血液成分的浓度的测定精度。

以上是关于本实施方式的说明，但是，上述的脉搏波信号测定装置100的结构、血中TG值和HbA1c值的计算处理等并不限定于上述的实施方式，能够在与本发明的技术思想不失相同性的范围内，进行各种变更。

例如，在上述实施方式中，在压迫值最初变为规定范围以前的期间内，使第一LED131点亮，测定压迫值监视用的脉搏波信号。然而，在压迫值最初变为规定范围以前的期间内点亮的LED并不限定于第一LED 131，也可以是第二LED 132或第三LED 133。此外，即使是压迫值最初变为规定范围以前的期间，也可以点亮2个以上的LED。

此外，在图8（a）所示的监测期间2中，终端装置200的处理部211可以进行通过解析从第二LED 132或第三LED 133的照射光中得到的脉搏波信号来掌握对测定部位的压迫状态的处理。

此外，在上述实施方式中，对生物体的测定部位，按生物体透射性的从低到高的波长顺序，照射光，但是，生物体透射性因生物体或其测定部位而不同。因此，生物体透射性的从低到高的波长顺序不限于波长1450nm、波长1300nm、波长1050nm。再有，按生物体透射性的从低到高的波长顺序来照射光的控制也可以基于来自终端装置200的控制信号而执行。例如，在终端装置200中，储存各种生物体的测定部位中的各波长的生物体透射性信息，终端装置200可以对脉搏波信号测定装置100进行控制，以使得按成为测定对象的生物体的测定部位中的生物体透射性的从低到高的顺序来照射光。

此外，在上述本实施方式中，终端装置200基于脉搏波信号测定装置100所测定的脉搏波信号来计算血液成分的浓度，但不限于此。对脉搏波信号进行测定的装置和对血液成分的浓度进行计算的装置既可以相同，也可以是一体的。例如，在对脉搏波信号进行测定的装置和对血液成分的浓度进行计算的装置相同的情况下，脉搏波信号测定装置100进行解析脉搏波信号来掌握测定部位的压迫状态的处理，并计算血液成分的浓度。在该情况下，脉搏波信号测定装置100是本申请中的计算机的一个例子。

此外，终端装置200可以经由通信线路将由脉搏波信号测定装置100得到的脉搏波信号发送到外部服务器，该外部服务器基于脉搏波信号来计算血中TG值和HbA1c值，经由通信线路将包含血中TG值和HbA1c值的信息发送到终端装置200，终端装置200显示血中TG值和HbA1c值。

此外，在上述实施方式中，在脉搏波信号测定装置100中采用反射光方式，但是也可以采用透射光方式。透射光方式的脉搏波信号测定装置100可以是如下结构：以使得照射部130和光接收部140夹持从开口部172插入的被检者的拇指300的方式，将例如照射部130配置在上部盖子171，照射部130从拇指300的背侧（指甲侧）照射光，光接收部140对通过了拇指的光进行光接收。

再有，照射部130所具有的LED的个数、各LED的照射光的峰值波长和配置模式不限于上述实施方式。例如，在仅测定血中TG值的情况下，照射部130具有第一LED 131和第二LED 132即可。此外，在仅测定HbA1c值的情况下，照射部130具有第一LED 131或第二LED132中的任一个、以及第三LED 133即可。

此外，上述实施方式中的测定对象的生物体是人，但是，测定对象的生物体不限于人。作为具体的测定对象的生物体的一个例子，列举了哺乳类、鸟类。其中，更优选的是，将可能诊断为高血糖的病（例如，糖尿病）的人、能成为宠物或家畜的哺乳类或鸟类作为测定对象。

此外，在上述实施方式中，作为血液成分的浓度，测定了血中TG值和HbA1c值，但是，也可以测定其他血液成分的浓度。例如，可以测定血液中的血红蛋白、葡萄糖、胆固醇类（总胆固醇、HDL-或LDL-胆固醇、游离胆固醇）、尿素、胆红素、脂蛋白、磷脂、乙醇等。在该情况下，对生物体照射吸光度因各血液成分的浓度而变化的波长的光，根据该吸光度来计算各血液成分的浓度。

此外，上述实施方式中说明的示出的压迫值的数值化的方法是一个例子，也可以通过其他解析方法来使压迫值数值化。

此外，在上述实施方式中，通过转动旋钮173来调整对被检者手指的按压力。然而，调整按压力的方法不限定于此。例如，可以设置钩环扣件制的带子，通过重新拉紧带子来调整按压力。此外，可以仅通过被检者的力增减，来调整按压力。或者，可以设置由电动机驱动的按压机构，接受来自终端装置200的信号，自动地调整按压力。

此外，在上述实施方式中，终端装置200具备显示部230作为通知部，但是，通知部不限于此。终端装置200可以具备扬声器作为通知部，通过声音来进行血液成分的浓度、可靠度、重新测定的通知。此外，终端装置200可以具备显示部230和扬声器两者，来作为通知部。

再有，从使对测定部位的压迫值稳定的观点出发，可以以使得测定部位挟持在上部盖子171和抵接面170a之间的方式，将弹性构件配置在上部盖子171和框体170之间，该测定部位使加力力作用于抵接面170a。

此外，血液成分的浓度的可靠度的容许范围（规定值以上）可以根据测定对象的生物体状态而变更。例如，既可以在测定对象的生物体为饭前的状态的情况下将可靠度的容许范围设定为较窄，也可以在测定对象的生物体为饭后的状态的情况下将可靠度的容许范围设定为较广。此外，血液成分的浓度的可靠度的容许范围也可以根据从测定对象的生物体的饮食时刻起的经过时间而变更。例如，从测定对象的生物体的饮食时刻起的经过时间越长，则可靠度的容许范围可以被设定为越窄。

此外，在上述实施方式中，示出了使用发光波长不同的3个LED的例子，但是，通过变更或增加测定对象的血液成分，而适当变更所需的LED的个数、LED的发光波长的种类。此外，在脉搏波信号测定装置100中，可以在照射部130中采用白色LED或卤素灯，也可以在光接收部140中采用分光器。在这样的情况下，根据本公开的技术，也能够提高血液成分的浓度的测定精度。

附图标记的说明

1血液成分测定系统

100脉搏波信号测定装置

200终端装置。

Claims (12)

1. 一种血液成分测定系统，一边压迫生物体的测定部位一边向所述测定部位照射光，基于脉搏波信号来计算规定的血液成分的浓度，所述脉搏波信号是基于从所述测定部位光接收的光而取得的，其特征在于，所述血液成分测定系统具备：

处理部，进行解析所述脉搏波信号来掌握所述测定部位的压迫状态的处理；以及

计算部，使用掌握了所述压迫状态的期间的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度。

2.根据权利要求1所述的血液成分测定系统，其特征在于，

所述计算部选择性地使用在针对所述测定部位的压迫值为规定范围内的期间内取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

3.根据权利要求1所述的血液成分测定系统，其特征在于，

所述计算部使用在规定期间内取得的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度，并且基于所述规定期间中的所述处理的结果来计算所述血液成分的浓度的可靠度，

所述血液成分测定系统还具备通知部，所述通知部在所述可靠度为规定值以上的情况下通知所述血液成分的浓度，在所述可靠度为所述规定值不足的情况下通知所述血液成分的浓度的重新测定。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的血液成分测定系统，其特征在于，

所述处理部通过进行所述处理来判定针对所述测定部位的压迫值是否为规定范围内，

所述处理部对在判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，继续进行所述处理，

所述计算部使用在所述处理部判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

5.一种血液成分测定方法，一边压迫生物体的测定部位一边向所述测定部位照射光，基于脉搏波信号来计算规定的血液成分的浓度，所述脉搏波信号是基于从所述测定部位光接收的光而取得的，其特征在于，

进行解析所述脉搏波信号来掌握所述测定部位的压迫状态的处理，

使用掌握了所述压迫状态的期间的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度。

6.根据权利要求5所述的血液成分测定方法，其特征在于，

选择性地使用在针对所述测定部位的压迫值为规定范围内的期间内取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

7.根据权利要求5所述的血液成分测定方法，其特征在于，

使用在规定期间内取得的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度，并且基于所述规定期间中的所述处理的结果来计算所述血液成分的浓度的可靠度，

在所述可靠度为规定值以上的情况下通知所述血液成分的浓度，在所述可靠度为所述规定值不足的情况下通知所述血液成分的浓度的重新测定。

8.根据权利要求5至7中任一项所述的血液成分测定方法，其特征在于，

通过进行所述处理来判定针对所述测定部位的压迫值是否为规定范围内，

对在判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，继续进行所述处理，

使用在判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

9.一种血液成分测定程序，由血液成分测定系统执行，所述血液成分测定系统一边压迫生物体的测定部位一边向所述测定部位照射光，基于脉搏波信号来计算规定的血液成分的浓度，所述脉搏波信号是基于从所述测定部位光接收的光而取得的，其特征在于，所述血液成分测定程序使计算机：

进行解析所述脉搏波信号来掌握所述测定部位的压迫状态的处理，

使用掌握了所述压迫状态的期间的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度。

10.根据权利要求9所述的血液成分测定程序，其特征在于，

使所述计算机选择性地使用在针对所述测定部位的压迫值为规定范围内的期间内取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

11.根据权利要求9所述的血液成分测定程序，其特征在于，使所述计算机：

使用在规定期间内取得的所述脉搏波信号来计算所述血液成分的浓度，并且基于所述规定期间中的所述处理的结果来计算所述血液成分的浓度的可靠度，

在所述可靠度为规定值以上的情况下通知所述血液成分的浓度，在所述可靠度为所述规定值不足的情况下通知所述血液成分的浓度的重新测定。

12.根据权利要求9至11中任一项所述的血液成分测定程序，其特征在于，使所述计算机：

通过进行所述处理来判定针对所述测定部位的压迫值是否为规定范围内，

对在判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，继续进行所述处理，

使用在判定为针对所述测定部位的压迫值为所述规定范围内之后取得的所述脉搏波信号，来计算所述血液成分的浓度。

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