技术领域
本发明涉及脉搏波检测装置、生物信息测定装置、脉搏波检测方法和脉搏波检测程序。
背景技术
公知一种生物信息测定装置，能够在使传感器与手腕的桡骨动脉等动脉所通过的生物体部位的体表面接触的状态下，利用由该传感器检测到的信息测定脉搏、心搏或血压等生物信息(参照专利文献1-3)。
在专利文献1中记载了一种血压传感器，其具有：多个磁阻效应元件，呈二维状配置在挠性基板上，用于将应变作为电阻值进行检测；以及按压机构，将该挠性基板向体表面按压。
作为使用该血压传感器测定血压的方法，专利文献1公开了如下方法：利用由预先实测而得到的血压与磁阻效应元件的电阻值的相关数据，将由磁阻效应元件检测到的电阻值转换为血压值。
在专利文献2中记载了一种脉搏波检测传感器，其具有：挠性片，以带状的挠性压电片交叉的状态配置；以及弹性构件，固定在挠性片的背面。
在专利文献3中记载了一种装置，利用传感器测定血压等生物信息，该传感器具有呈二维状配置在挠性基板上的多个磁阻效应元件。
专利文献1：日本专利公开公报特开2011-244938号
专利文献2：日本专利公开公报特开2004-208711号
专利文献3：日本专利公开公报特开2002-148132号
根据如专利文献1-3所记载的那样使具有挠性的传感器与体表面接触来测定生物信息的结构，能够使传感器的佩戴感觉良好。此外，由于能够利用更多的元件来检测计算生物信息所需的信息，所以能够提高生物信息的计算精度。
作为检测用于生物信息计算的信息之一的脉搏波的方法，通常公知有张力测量方式。张力测量方式是如下方式：在将动脉适度压扁的状态(张力测量状态)下，利用传感器从动脉检测压力脉搏波(伴随搏动而向体表面传递的压力振动波)。因此，需要将传感器向体表面按压的按压机构以及驱动该按压机构的驱动部。
在专利文献1中记载了一种生物信息测定装置，其包括：血压传感器；按压机构，将血压传感器向体表面按压；以及驱动部，驱动该按压机构。该血压传感器利用磁阻效应元件将伴随搏动而在传感器中产生的拉伸应力检测为电阻值，并将该电阻值转换为血压。
此外，由于专利文献1中记载的血压传感器具有挠性，所以在将血压传感器按压于体表面的状态下，因多个磁阻效应元件各自的位置不同而向磁阻效应元件施加的应变的大小不同。因此，如果不考虑这种应变的差，则无法高精度地检测压力脉搏波。
专利文献2未设想将挠性片向体表面按压的情况，没有考虑将挠性片按压于体表面的状态下的压力脉搏波的检测方法。
专利文献3未设想将挠性基板向体表面按压的情况，没有考虑将挠性基板按压于体表面的状态下的压力脉搏波的检测方法。
发明内容
本发明是鉴于上述问题而完成的，其目的在于提供一种脉搏波检测装置、生物信息测定装置、脉搏波检测装置的控制方法和脉搏波检测装置的控制程序，能够在将具有挠性的传感器按压于体表面的状态下高精度地检测压力脉搏波。
本发明的脉搏波检测装置包括：挠性的应变传感器，具有排列在基板上的多个应变检测元件；挠性的按压构件，向生物的体表面按压所述应变传感器，且固定所述应变传感器；驱动部，驱动所述按压构件；按压控制部，控制所述驱动部，控制所述按压构件将所述应变传感器向所述体表面按压的按压力；变形停止时刻判断部，基于在由所述按压控制部使所述按压力增加的升压过程中由所述多个应变检测元件分别检测到的应变检测信号，判断所述应变传感器的检测面的变形停止的变形停止时刻；校正部，将在所述变形停止时刻由所述多个应变检测元件分别检测到的所述应变检测信号设定为基准电平，基于所述基准电平进行在所述变形停止时刻以后由所述多个应变检测元件分别检测到的第一应变检测信号的校正；以及压力生成部，根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号。
本发明的生物信息测定装置包括：所述脉搏波检测装置；以及生物信息计算部，基于由所述压力生成部生成的所述压力信号计算生物信息。
本发明的脉搏波检测方法使用挠性的应变传感器以及挠性的按压构件，所述应变传感器具有排列在基板上的多个应变检测元件，所述按压构件将所述应变传感器向生物的体表面按压，且固定所述应变传感器，所述脉搏波检测方法包括：使所述按压构件将所述应变传感器向所述体表面按压的按压力增加；基于在所述按压力增加的升压过程中由所述多个应变检测元件分别检测到的应变检测信号，判断所述应变传感器的检测面的变形停止的变形停止时刻的步骤；将在所述变形停止时刻由所述多个应变检测元件分别检测到的所述应变检测信号设定为基准电平，基于所述基准电平进行在所述变形停止时刻以后由所述多个应变检测元件分别检测到的第一应变检测信号的校正的步骤；以及根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号的步骤。
本发明的脉搏波检测程序使用挠性的应变传感器以及挠性的按压构件，所述应变传感器具有排列在同一平面上的多个应变检测元件，所述按压构件将所述应变传感器向生物的体表面按压，且固定所述应变传感器，所述脉搏波检测程序用于使计算机执行如下步骤：使所述按压构件将所述应变传感器向所述体表面按压的按压力增加；基于在所述按压力增加的升压过程中由所述多个应变检测元件分别检测到的应变检测信号，判断所述应变传感器的检测面的变形停止的变形停止时刻；将在所述变形停止时刻由所述多个应变检测元件分别检测到的所述应变检测信号设定为基准电平，基于所述基准电平进行在所述变形停止时刻以后由所述多个应变检测元件分别检测到的第一应变检测信号的校正的步骤；以及根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号的步骤。
根据本发明，能够提供脉搏波检测装置、生物信息测定装置、脉搏波检测装置的控制方法和脉搏波检测装置的控制程序，能够在将具有挠性的传感器按压于体表面的状态下，高精度地检测压力脉搏波。
附图说明
图1是表示本发明一实施方式的生物信息测定装置所包括的脉搏波检测部100的外观结构的示意图。
图2是表示图1所示的应变传感器4的简要结构的示意图。
图3是表示本实施方式的生物信息测定装置的模块结构的图。
图4是用于说明本实施方式的生物信息测定装置的连续测定模式时的动作的流程图。
图5是表示在进行图4的步骤S1处理的状态下由应变传感器4所包括的任意元件列检测到的应变检测信号的一例的图。
图6是表示由应变传感器4所包括的任意元件列检测到的应变检测信号的一例的图。
图7是表示在变形停止时刻以后由任意的应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号与该第一应变检测信号的检测时的空气袋3的内压之间的关系的图。
附图标记说明：
100 脉搏波检测部
1 箱体
2 支承构件
3 空气袋
4 应变传感器
5 粘接层
40 基板
41 应变检测元件
42 检测面
X、Y 方向
T 桡骨动脉
10 内压传感器
11 泵
12 控制部
13 显示部
14 操作部
15 存储器
F1 压力转换曲线
T1、T2 期间
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。
图1是表示本发明一实施方式的生物信息测定装置所包括的脉搏波检测部100的外观结构的示意图。本实施方式的生物信息测定装置利用未图示的带佩戴在生物体部位(图1的例子中是利用者左手的手腕)进行使用，该生物体部位在内部存在作为生物信息的测定对象的动脉(图1的例子中是桡骨动脉T)。
脉搏波检测部100包括：应变传感器4、空气袋3、固定空气袋3和应变传感器4的粘接层5、支承空气袋3的平板状的支承构件2、以及箱体1，该箱体1保持支承构件2、空气袋3和应变传感器4。
空气袋3在图1的例子中为半球状，利用未图示的泵来控制内部的空气量(内压)。空气袋3是通过内压变化而其外形变形的挠性构件。空气袋3的形状并不限定于半球状。
如图1所示，在脉搏波检测部100固定于手腕的状态下，空气袋3作为按压构件发挥功能，该按压构件将应变传感器4的检测面42向生物体部位(手腕)的体表面按压。
图2是表示图1所示的应变传感器4的简要结构的示意图。
应变传感器4包括具有挠性的基板40以及排列在基板40的表面上的多个应变检测元件41。基板40的表面为平面。在图2的例子中，多个应变检测元件41的排列为由沿着方向X排列的多个应变检测元件41构成的元件列沿着与方向X正交的方向Y排列多列的结构(多个应变检测元件41呈二维状排列的结构)。应变传感器4只要在基板40上至少形成有一列元件列即可。
应变检测元件41是检测在基板40的表面上的任意方向产生的应变的元件，使用利用金属或半导体的电阻变化来检测应变的应变仪、或者利用专利文献1所记载的磁阻效应来检测应变的元件等。
组合了多个应变检测元件41各自的表面的面构成应变传感器4的检测面42。
基板40的形成有应变检测元件41的表面的相反面利用由粘接剂或胶带等粘接构件构成的粘接层5固定于空气袋3。因此，如果空气袋3变形，则应变传感器4也变形。
本实施方式的生物信息测定装置在图2所示的方向Y沿着作为生物信息的测定对象的桡骨动脉T的状态下，将应变传感器4的检测面42向体表面按压来使用。
在图1所示的安装状态下，脉搏波检测部100所包括的应变传感器4的检测面42的一部分与利用者的手腕的皮肤接触。如果在这种状态下向空气袋3注入的空气量增加，则空气袋3膨胀而形状变化，伴随空气袋3的形状变化，应变传感器4变形而向体表面按压。空气袋3的内压成为空气袋3将应变传感器4向体表面按压时的按压力。
图3是表示本实施方式的生物信息测定装置的模块结构的图。
生物信息测定装置包括：脉搏波检测部100、内压传感器10、泵11、对装置整体进行总体控制的控制部12、显示部13、操作部14和存储器15。
泵11基于控制部12的指示来控制向空气袋3注入的空气量(空气袋3的内压)。泵11构成驱动空气袋3的驱动部。
内压传感器10检测空气袋3的内压，并且将检测到的内压输入至控制部12。
显示部13用于显示生物信息等各种信息，例如由液晶显示装置等构成。
操作部14是用于向控制部12输入指示信号的接口，由用于指示各种动作的开始的按钮等构成，上述各种动作包含生物信息的测定。
存储器15存储包含由控制部12计算出的生物信息的各种信息，例如由闪存器等构成。存储器15可以是能够拆装的存储器。
控制部12以处理器为主体而构成，包括存储处理器所执行的程序等的ROM(只读存储器：Read Only Memory)和作为工作存储器的RAM(随机存取存储器：Random Access Memory)等。
该程序包含脉搏波检测程序。ROM是计算机可读取程序的非临时性(non-transitory)存储介质。存储于ROM的程序可以经由网络从其他设备下载并存储。
在控制部12的ROM中，在应变传感器4的检测面42平坦的状态下的应变传感器4的各应变检测元件41的输出信号被作为各应变检测元件41的基准值(以下称为应变基准值)加以存储。在生物信息测定装置制造时应变传感器4固定于空气袋3之前，该应变基准值由该应变传感器4实测并存储于ROM。
控制部12基于该各应变检测元件41的应变基准值对应变传感器4的各应变检测元件41的输出信号进行校正(转换为相对于应变基准值的相对值)，并将校正后的输出信号作为由该各应变检测元件41检测到的应变检测信号加以处理。
控制部12通过处理器执行包含脉搏波检测程序的程序，而作为按压控制部、变形停止时刻判断部、校正部、压力生成部和生物信息计算部发挥功能。
脉搏波检测装置由脉搏波检测部100、泵11和控制部12构成。
以下，对本实施方式的生物信息测定装置的动作进行说明。本实施方式的生物信息测定装置具有连续测定模式，该连续测定模式针对每次搏动检测压力脉搏波，并基于该压力脉搏波来计算生物信息并存储。
图4是用于说明本实施方式的生物信息测定装置的连续测定模式时的动作的流程图。
如果生物信息测定装置佩戴于手腕并进行了生物信息的测定开始指示，则控制部12控制泵11，释放空气袋3的内压而使其与大气压相同(步骤S1)。
在步骤S1之后，控制部12取得内压传感器10的检测信号，并且将所取得的检测信号设定为空气袋3的内压的基准值(内压基准值)(步骤S2)。由此，由内压传感器10检测到的空气袋3的内压被作为相对于该内压基准值的相对值加以处理。
图5是表示在进行图4的步骤S1的处理的状态下由应变传感器4所包括的任意的元件列检测到的应变检测信号的一例的图。图5的横轴表示构成元件列的各应变检测元件41的方向X上的位置，图5的纵轴表示由各应变检测元件41检测到的应变检测信号。
另外，图5所示的检测信号表示基于存储于控制部12的ROM的上述应变基准值校正后的值。
此处，将在应变传感器4的检测面42朝向基板40的相反侧翘曲的状态下由各应变检测元件41检测到的应变检测信号的符号设为正。在进行步骤S1的处理的状态下，如图1所示，检测面42成为沿着空气袋3的表面形状朝向基板40侧翘曲的状态。因此，如图5所示，应变检测信号的符号为负。此外，由于应变传感器4具有挠性，所以检测面42因位置不同而弯曲程度不同。因此，如图5所示，从各应变检测元件41得到与该元件的配置位置的弯曲程度对应的输出。
在步骤S2之后，控制部12控制泵11，开始使空气袋3的内压逐渐增加的升压工序(步骤S3)。控制部12将空气袋3的内压的信息与时刻建立关联并存储于存储器15。
在开始升压工序之后，当利用应变传感器4的各应变检测元件41检测到应变时，控制部12将由应变传感器4的各应变检测元件41检测到的应变检测信号(应变检测信号组)与检测时刻建立关联并临时存储于RAM(步骤S4)。
在步骤S4之后，控制部12判断在RAM中是否存储有多个应变检测信号组，如果存储有多个应变检测信号组(步骤S5：是)，则执行步骤S6的处理，如果未存储多个应变检测信号组(步骤S5：否)，则使处理返回到步骤S4。
如果空气袋3的内压不断增加，则检测面42的整体与体表面接触。在空气袋3的内压低而空气袋3和应变传感器4的弹性率与体表面的弹性率相比足够小的状态下，检测面42按照体表面的形状变形。此后，如果空气袋3的内压升高而空气袋3和应变传感器4的弹性率变得大于体表面的弹性率，则检测面42的形状几乎不变化。
在步骤S6中，控制部12基于存储于RAM的应变检测信号组，判断检测面42如上述那样实质上不变形的时刻(检测面42的变形实质上停止的时刻)。
另外，检测面42的变形实质上停止并不限定于变形完全停止，也包含如下情况：检测面42的变形小到能够忽视因检测面42变形而对压力脉搏波的检测精度造成影响的程度。
在步骤S6中，具体地说，控制部12提取与存储于RAM的最新的检测时刻(设为检测时刻tn)对应的应变检测信号组、以及与存储于RAM的最新的前一个检测时刻(设为检测时刻tn-1)对应的应变检测信号组。控制部12计算这两个应变检测信号组中由相同的应变检测元件41检测到的应变检测信号彼此之间(由一个应变检测元件41在检测时刻tn和检测时刻tn-1分别检测到的两个应变检测信号)的差，并将计算出的差的总和除以应变检测元件41的总数来计算差的平均值。
该差的平均值小意味着检测面42的形状变化小。因此，在该差的平均值小于阈值的情况下，控制部12判断为在时刻tn-1检测面42的变形实质上停止。另外，该阈值被设定为将分别检测到两个应变检测信号组的时刻的按压力的差考虑在内的值。
上述差也包含信号差，该信号差由因检测时刻tn的按压力而从体表面受到的压力与因检测时刻tn-1的按压力而从体表面受到的压力的差引起。因此，通过预先将该阈值设为比上述信号差大的值，能够准确地判断检测面42的变形实质上停止的时刻。
另外，也可以代替上述差，转而使用由应变检测元件41在不同的时刻检测到的两个应变检测信号的比。或者，也可以为，控制部12判断分别由两个应变检测信号组表示的图5所示的曲线的形状的类似度，在类似度为阈值以上的情况下，判断为在时刻tn-1检测面42的变形实质上停止。
用于上述判断的两个应变检测信号组的各应变检测信号可以是信号的直流分量，也可以是信号的绝对值。在变形停止时刻以前检测到的应变检测信号中，几乎不包含伴随搏动而产生的交流分量。因此，利用直流分量和绝对值中的任意一方都能够判断检测面42的变形停止的时刻。
如果步骤S6的判断为是，则控制部12将在检测面42的变形实质上停止的时刻亦即变形停止时刻(上述时刻tn-1)由应变传感器4检测到的应变检测信号组的各应变检测信号设定为上述各应变检测信号的输出源的应变检测元件41的基准电平(步骤S7)。
另外，在变形停止时刻，伴随搏动而产生的应变的变化尚未变大。因此，在该变形停止时刻由应变传感器4检测到的应变检测信号组的各应变检测信号成为大体仅为直流分量的信号。
在设定基准电平之后，针对在变形停止时刻以后由应变传感器4的各应变检测元件41检测到的应变检测信号(以下称为第一应变检测信号)，控制部12基于对该各应变检测元件41设定的基准电平来校正该第一应变检测信号，将校正后的第一应变检测信号与检测时刻建立关联并存储于存储器15(步骤S8)。
图6是表示由应变传感器4所包括的任意的元件列检测到的应变检测信号的一例的图。图6的(a)的横轴表示构成元件列的各应变检测元件41的方向X上的位置，图6的纵轴表示由各应变检测元件41检测到的应变检测信号(基于存储于控制部12的ROM的应变基准值校正后的值)。
图6的(a)表示在上述变形停止时刻由应变传感器4所包括的任意的元件列检测到的第一应变检测信号的一例。
图6的(b)表示图6的(a)所示的第一应变检测信号校正后的信号。通过步骤S7和步骤S8的处理，在变形停止时刻得到的第一应变检测信号全部作为零加以处理。
通过步骤S8的处理，在存储器15存储有：在变形停止时刻以后由应变传感器4的各应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号、上述校正后的第一应变检测信号的检测时刻、以及上述检测时刻的空气袋3的内压。
图7是表示在变形停止时刻以后由任意的应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号与该第一应变检测信号的检测时的空气袋3的内压之间的关系的图。
如上所述，在变形停止时刻以后，检测面42几乎不变形。因此，在在直到由于应变传感器4对体表面的按压而桡骨动脉T开始压溃为止的按压初始阶段(图7中的期间T1)，由各应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号的直流分量与空气袋3的内压增加相应地线性变化。
另外，在经过该期间T1之后的桡骨动脉T适度地压溃而成为接近张力测量状态的期间T2，伴随空气袋3的内压增加的校正后的第一应变检测信号的直流分量的变化变小。
在步骤S8之后，控制部12基于与属于图7所示的期间T1的多个检测时刻分别对应的校正后的第一应变检测信号的直流分量、以及上述多个检测时刻的各时刻的空气袋3的内压，求出表示空气袋3的内压(y)与校正后的第一应变检测信号(x)之间的关系的一次函数y＝ax+b的系数a、b，并存储于RAM(步骤S9)。
针对应变传感器4全部的应变检测元件41的各个，将图7所示的横轴和纵轴的数据存储于存储器15。控制部12基于针对全部的应变检测元件41的各个存储的数据，针对每个应变检测元件41生成上述一次函数，并与应变检测元件41建立关联地存储。
作为一例，图7所示的直线F1表示由控制部12生成的一次函数y＝ax+b所示的直线。该一次函数y＝ax+b是转换式，用于将基于基准电平的校正后的第一应变检测信号转换为压力信号。
在步骤S9中导出一次函数之后，控制部12基于与该第一应变检测信号的输出源的应变检测元件41对应的一次函数，将存储于存储器15的校正后的第一应变检测信号转换为压力信号，并将转换后的压力信号存储于存储器15(步骤S10)。
由此，在存储器15存储有：与在变形停止时刻以后由应变传感器4的各应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号对应的压力信号、该压力信号的检测时刻、以及该检测时刻的空气袋3的内压。存储于存储器15的压力信号为由各应变检测元件41检测到的压力脉搏波。
在步骤S10后转移到脉搏波检测程序。
在脉搏波检测程序中，控制部12基于存储于存储器15的在空气袋3内压的升压过程中检测到的压力信号，例如将压力信号的交流分量为最大的应变检测元件41选择为最佳元件，并将检测到该最大交流分量的压力信号的检测时刻的空气袋3的内压决定为实现张力测量状态的最佳按压力。
然后，控制部12将空气袋3的内压保持为最佳按压力，在这种状态下，基于上述基准电平对由最佳元件依次检测到的各应变检测信号进行校正。控制部12基于与最佳元件对应而生成的上述一次函数，将该校正后的应变检测信号转换为压力信号，并将转换后的压力信号存储于存储器15。
控制部12基于以上述方式存储于存储器15的压力信号，计算最高血压和最低血压等血压信息、心率或脉搏数等生物信息，并且将计算出的生物信息存储于存储器15。
另外，控制部12也可以不具备生物信息计算功能。在这种情况下，只要形成为如下结构即可：将存储于生物信息测定装置的存储器15的压力信号传送至电子设备，在该电子设备中计算并存储生物信息。
如以上那样，本实施方式的生物信息测定装置在升压过程中判断应变传感器4的检测面42的变形停止的时刻，将在该时刻由各应变检测元件41检测到的应变检测信号设定为基准电平。也就是说，能够将通过应变传感器4变形而在各应变检测元件41中产生的应变大体固定的状态作为基准来检测应变检测信号。因此，在上述时刻以后，由于应变检测信号成为伴随按压力而检测到的应变与伴随搏动而检测到的应变的合成，所以能够仅对压力脉搏波高精度地进行检测。
此外，本实施方式的生物信息测定装置基于校正后的第一应变检测信号来生成转换式，该转换式用于将应变检测信号转换为压力信号。这样，由于利用从被测量者检测到的生物信号来生成转换式，所以能够提高转换后的压力信号的可靠性，从而能够高精度地检测压力脉搏波。
另外，也可以在生物信息测定装置的控制部12的ROM中，在制造时预先存储有基于从多个被测量者实测并校正后的第一应变检测信号生成的针对每个应变检测元件41的转换式，控制部12利用该转换式将校正后的第一应变检测信号转换为压力信号。根据这种结构，由于不需要在生物信息测定装置中进行转换式的运算，所以能够缩短到开始生物信息测定为止的时间，并且能够实现生物信息测定装置的省电化。
此外，根据本实施方式的生物信息测定装置，针对应变传感器4所包括的全部应变检测元件41的每个生成转换式，基于对该任意的应变检测元件41生成的转换式将由任意的应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号转换为压力信号。这样，通过应用针对每个应变检测元件41而不同的转换式来进行压力信号的转换，能够提高压力脉搏波的检测精度。
另外，控制部12可以从应变传感器4所包括的全部应变检测元件41中选择一个(例如位于检测面42的中央附近的应变检测元件41)，基于由所选择的应变检测元件41在属于上述期间T1的多个检测时刻分别检测并校正后的第一应变检测信号、以及上述多个检测时刻的各时刻的空气袋3的内压，生成从应变检测信号向压力信号转换的转换式。根据上述结构，由于不需要进行应变传感器4所包括的应变检测元件41的总数份的转换式的运算，所以能够缩短到开始生物信息测定为止的时间，并且能够实现生物信息测定装置的省电化。
在这种情况下，控制部12基于在以上述方式生成的全部应变检测元件41中共通的一个转换式，将由应变传感器4所包括的各应变检测元件41检测并校正后的第一应变检测信号转换为压力信号。根据这种结构，由于能够削减转换式的生成所需要的运算量，所以能够实现生物信息测定装置的省电化。
在本实施方式的生物信息测定装置中，能够代替空气袋3和泵11，转而采用内压恒定且能够变形的空气袋、将该空气袋向体表面按压的按压机构以及驱动该按压机构的驱动部。
在这种结构中，将应变传感器4固定于内压恒定且能够变形的空气袋。控制部12控制驱动部而使按压机构向体表面侧移动。如果按压机构移动而将应变传感器4向体表面按压，则空气袋由于按压机构的移动而暂时变形，因此应变传感器4的检测面42也变形。然后，当按压力升高到一定程度时，空气袋的变形停止，因此检测面42的变形也由此而停止。控制部12将在该检测面42的变形停止的时刻检测到的应变检测信号设定为基准电平，进行此后的校正。在这种结构中，内压恒定的空气袋是具有挠性的按压构件。
如以上说明的那样，在本说明书中公开了以下事项。
公开的脉搏波检测装置包括：挠性的应变传感器，具有排列在基板上的多个应变检测元件；挠性的按压构件，向生物的体表面按压所述应变传感器，且固定所述应变传感器；驱动部，驱动所述按压构件；按压控制部，控制所述驱动部，控制所述按压构件将所述应变传感器向所述体表面按压的按压力；变形停止时刻判断部，基于在由所述按压控制部使所述按压力增加的升压过程中由所述多个应变检测元件分别检测到的应变检测信号，判断所述应变传感器的检测面的变形停止的变形停止时刻；校正部，将在所述变形停止时刻由所述多个应变检测元件分别检测到的所述应变检测信号设定为基准电平，基于所述基准电平进行在所述变形停止时刻以后由所述多个应变检测元件分别检测到的第一应变检测信号的校正；以及压力生成部，根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号。
在公开的脉搏波检测装置中，所述压力生成部基于在所述升压过程中的所述变形停止时刻与从所述变形停止时刻起经过了预先确定的时间的时点之间的期间的多个时刻的各时刻由所述应变检测元件检测并进行所述校正后的第一应变检测信号、以及所述多个时刻的各时刻的所述按压力，生成用于将所述校正后的所述第一应变检测信号转换为压力信号的转换式，并基于所述转换式，根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号。
在公开的脉搏波检测装置中，所述压力生成部将所述多个应变检测元件分别设为关注元件，针对每个所述关注元件进行用于基于在所述多个时刻的各时刻由所述关注元件检测并进行所述校正后的第一应变检测信号以及所述多个时刻的各时刻的所述按压力将进行所述校正后的所述第一应变检测信号转换为压力信号的转换式的处理，并基于由任意的所述应变检测元件检测并进行所述校正后的所述第一应变检测信号以及针对所述任意的应变检测元件生成的所述转换式生成压力信号。
在公开的脉搏波检测装置中，还包括存储介质，所述存储介质将在所述应变传感器的检测面为平坦的状态下的所述多个应变检测元件各自的输出信号作为基准值进行存储，由所述应变检测元件检测到的应变检测信号是基于所述基准值进行校正后的信号。
在公开的脉搏波检测装置中，所述应变传感器的所述多个应变检测元件排列成二维状。
公开的生物信息测定装置包括：所述脉搏波检测装置；以及生物信息计算部，基于由所述压力生成部生成的所述压力信号计算生物信息。
公开的脉搏波检测方法使用：使用挠性的应变传感器以及挠性的按压构件，所述应变传感器具有排列在基板上的多个应变检测元件，所述按压构件将所述应变传感器向生物的体表面按压，且固定所述应变传感器，所述脉搏波检测方法包括：使所述按压构件将所述应变传感器向所述体表面按压的按压力增加的步骤；基于在所述按压力增加的升压过程中由所述多个应变检测元件分别检测到的应变检测信号，判断所述应变传感器的检测面的变形停止的变形停止时刻的步骤；将在所述变形停止时刻由所述多个应变检测元件分别检测到的所述应变检测信号设定为基准电平，基于所述基准电平进行在所述变形停止时刻以后由所述多个应变检测元件分别检测到的第一应变检测信号的校正的步骤；以及根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号的步骤。
公开的脉搏波检测程序使用挠性的应变传感器以及挠性的按压构件，所述应变传感器具有排列在同一平面上的多个应变检测元件，所述按压构件将所述应变传感器向生物的体表面按压，且固定所述应变传感器，所述脉搏波检测程序用于使计算机执行如下步骤：使所述按压构件将所述应变传感器向所述体表面按压的按压力增加的步骤；基于在所述按压力增加的升压过程中由所述多个应变检测元件分别检测到的应变检测信号，判断所述应变传感器的检测面的变形停止的变形停止时刻的步骤；将在所述变形停止时刻由所述多个应变检测元件分别检测到的所述应变检测信号设定为基准电平，基于所述基准电平进行在所述变形停止时刻以后由所述多个应变检测元件分别检测到的第一应变检测信号的校正的步骤；以及根据所述校正后的所述第一应变检测信号生成压力信号的步骤。
工业实用性
本发明特别适用于血压计等，便利性高且有效。
以上，利用特定的实施方式对本发明进行了说明，但是本发明并不限定于上述实施方式，能够在不脱离公开的发明的技术思想的范围内进行各种变更。
本申请基于2016年4月27日提交的日本专利申请(特愿2016-089791)，并将其内容援引于此。