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CN112153940A - 血管检测装置及其方法 - Google Patents

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CN112153940A
CN112153940A CN201980034273.9A CN201980034273A CN112153940A CN 112153940 A CN112153940 A CN 112153940A CN 201980034273 A CN201980034273 A CN 201980034273A CN 112153940 A CN112153940 A CN 112153940A
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CN201980034273.9A
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饭永一也
张基永
李埈炯
南宫桷
李列镐
郑元淙
南廷容
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Samsung Electronics Co Ltd
Original Assignee
Medical Photonics Co Ltd
Samsung Electronics Co Ltd
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Abstract

提供能够确定血管位置的装置以及方法。该装置包括：照射部，具有遮光板，该遮光板在照射面上具有用于提高照射光的直线性的方向调整部，该照射部将第一波长光和第二波长光照射到受检体，该第一波长光是血红蛋白的吸收带的光，该第二波长光是血红蛋白的吸收比第一波长光小的波长的光；光强度检测部，从照射部的光的照射位置隔开预定间隔或者连续地配置，检测从受检体放出的一个以上位置的光强度；以及控制部，根据第二波长光的光强度来计算散射信息，根据第一波长光的光强度来计算吸收信息，根据第二波长光的光强度来计算血流信息，根据散射信息、吸收信息和血流信息来检测血管。

Description

血管检测装置及其方法
技术领域
本发明涉及血管检测装置及其方法。
背景技术
餐后高脂血症作为动脉硬化的危险因素而受到关注。据报道，非空腹时中性脂肪浓度升高会增加冠状动脉疾病事件发生的风险。
餐后高脂血症诊断需要观测餐后6～8小时内血液中脂质浓度变化。即，为了测量餐后的高血脂状态，需要将受检者约束6～8小时，进行多次采血。因此，餐后高脂血症的诊断不超出临床研究范畴，在临床一线上进行餐后高脂血症的诊断是不现实的。
专利文献1中公开了解决这样的问题的方法。根据专利文献1的方法，可以通过无创脂质测量而消除采血。由此，不仅是医疗机关，在家庭中也能够测量血脂。通过能够进行即时的数据获取，能够测量随时间连续的血脂。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：国际公开第2014/087825号公报。
发明内容
发明所要解决的问题
以往的通过无创脂质测量来测量血脂的方法以均质系统为目标。但是，无创脂质测量是由皮肤、肌肉等多个组织构成的生物体测量。因此，在无创脂质测量中，均质系统的理论可能不是有效的。实际上，视觉确认的静脉上的测量值和不能视觉确认静脉的部位的测量值不同。基于这些，在无创脂质测量中，认为存在最佳测量部位。
本发明是为了解决这样的以往的问题而完成的，其目的在于提供一种能够检测用于无创伤性地测量血液中成分的最佳测量部位的装置以及方法。
用于解决问题的手段
本发明的血管检测装置包括：照射部，具有遮光板，该遮光板在照射面上具有用于提高照射光的直线性的方向调整部，该照射部将第一波长光和第二波长光照射到受检体，该第一波长光是血红蛋白的吸收带的光，该第二波长光是血红蛋白的吸收比第一波长光小的波长的光；光强度检测部，从照射部的光的照射位置隔开预定间隔或者连续地配置，检测从受检体放出的一个以上位置的光强度；以及控制部，根据第二波长光的光强度来计算散射信息，根据第一波长光的光强度来计算吸收信息，根据第二波长光的光强度来计算血流信息，根据散射信息、吸收信息和血流信息来检测血管。
另外，本发明的血管检测方法，经由具有用于提高照射光的直线性的方向调整部的遮光板，将第一波长光和第二波长光照射到受检体，该第一波长光是照射血红蛋白的吸收带的光，该第二波长光是血红蛋白的吸收比第一波长光小的波长的光，检测从光的照射位置隔开预定间隔或者连续的位置上的、从受检体放出的一个以上位置的光强度，根据第二波长光的光强度来计算散射信息，根据第一波长光的光强度来计算吸收信息，根据第二波长光的光强度来计算血流信息，并且根据散射信息、吸收信息和血流信息来检测血管。
发明效果
根据本发明的血管检测装置以及方法，能够提高无创血液测量中的测量值的准确性、精密性等的精度。
附图说明
图1是表示实施方式的血管检测装置的结构的图。
图2是表示方向调整部的结构的图。
图3是表示使用模拟生物体验证的结果的图。
图4是表示由血脂引起的光散射的图。
图5是表示由血脂引起的光散射的图。
图6是表示实施方式的脂质测量装置的控制系统的结构的图。
图7是表示距静脉的距离与强度的关系的图。
图8是实施方式的脂质测量处理的流程图。
图9是表示用静脉可视化装置拍摄的血管与用定位功能进行标记的位置关系的图。
图10是表示不使用方向调整部时的静脉与应用了定位功能的标记位置的关系的图。
图11是进行了血管定位功能的验证的图。
具体实施方式
以下，参照附图，对实施方式的血管检测装置及其方法进行详细说明。
图1是表示实施方式的血管检测装置的结构的图。
如图1所示，实施方式的血管检测装置1具有照射部2、光强度检测部3、控制部4以及通知部5。
照射部2具有光源22，该光源22用于从生物体的预定部位的生物体外朝向生物体内，向预定的照射位置21照射光。光源22能够调整所照射的光的波长。光源22能够将波长范围调整为光被血浆的无机物吸收的波长范围以外的波长范围。光源22能够被调整到光被血液的细胞成分吸收的波长范围以外。在此，血液的细胞成分是指血液中的红细胞、白细胞以及血小板。血浆的无机物是指血液中的水和电解质。
实施方式的照射部2能够根据后述的控制部4的散射系数μeff的计算方法，任意地调整光的连续照射或光的脉冲状照射等照射光的时间的长度。照射部2能够任意地调制所照射光的强度或光的相位。
照射部2也可以使用波长固定的光源22。照射部2也可以是波长不同的多个光源或混合了多个波长的光的照射部。照射部2例如是荧光灯、LED(Light Emitting Diode，发光二极管)、激光器、白炽灯、HID(High intensity Discharge，氙气灯)、卤素灯等。照射部2的照度可以由控制部4控制，也可以由另外设置的控制电路控制。
在实施方式中，光源22是LED(Light Emitting Diode，发光二极管)。光源22具有方向调整部23，该方向调整部23用于提高来自LED的照射光的直线性。在光源22直接使用LED的情况下，照射时的扩散与所谓的干扰光同样地，有可能对测量值造成误差。而且，由于照射光在生物体表面上扩散，因此受到皮肤等静脉与光源间存在的物质的影响。
在实施方式中，通过控制照射光的到达深度，验证了测量最佳深度的方法。生物体的皮肤等组织的散射系数为1.0/mm，认为光到达1mm的深度时开始散射。如图2所示，在实施方式中，在光源22的LED的发光面上设置具有直径0.8mm的针孔23a的方向调整部23。由此，减轻从光源22的LED放出的扩散成分，提高光的直进性。
另外，针孔23a的直径优选为0.4mm以上且1.5mm以下。在设为该数值范围的情况下，成为抑制了扩散的入射光。通过在比作为入射光的光源的LED小的范围内进行照射，能够减轻由LED器材的外框等引起的噪声。如果针孔23a的直径大于1.5mm，则从光源22的LED放出的扩散成分变大。如果针孔23a的直径小于0.4mm，则可能无法获得测量所需的入射光强度。
针孔23a的直径更优选为0.8mm以上且1.2mm以下。在设为该数值范围的情况下，成为虚拟的直线光，能够得到与成为测量原理的扩散理论近似的效果，进而能够保持测量所需的光强度。
针孔23a的直径更优选为0.8mm以上且0.9mm以下。在设为该数值范围的情况下，能够得到更虚拟的直线光，能够得到应用遵循测量原理的扩散理论的效果。
为了确认针孔23a的效果，使用与生物体同样地调整了光学特性(μs＝1.0/mm，μa＝0.01/mm)的模拟生物体进行验证的结果示于图3。其结果，可以确认入射光侵入到约1mm后，光发生了扩散(图3的B)。另一方面，在没有针孔的情况下，光在表面上扩散(图3的A)。由此可知，来自LED的照射光通过针孔23a，通过提高光的直进性，光能够穿透到目标深度。
另外，在实施方式中，对方向调整部23具备针孔23a的方式进行了说明，但不限于此。例如，方向调整部23只要具有能够通过透镜等光学系统提高光的直线性的结构即可。
实施方式的光源22照射不同的第一波长光和第二波长光。第一波长光是用于获取吸收信息的光。第二波长光是用于获取散射信息和血流信息的光。
用于获取“吸收信息”的第一波长光只要是具有血液中的血红蛋白的吸收带的波长的光即可。例如，光源22可以照射可见光作为第一波长光。通过使用血红蛋白的吸收带的波长，可以获得依赖于血红蛋白的吸收信息。血红蛋白的吸收带为400nm～700nm左右，覆盖大部分可见光。因此，光源22的波长范围优选为400nm～700nm。
用于获取“散射信息”和“血流信息”的第二波长光只要是与第一波长光相比血液中的血红蛋白的吸收少的频带的波长的光即可，例如，光源22作为第二波长光而优选照射近红外光。近红外光除此之外由于与水等组织相关的吸收小，因此容易准确地测量血流等运动的信息。
当获取“散射信息”和“血流信息”时，考虑到通过血浆的无机物来吸收光的波长范围，光源22的波长范围优选为约1400nm以下、以及约1500nm～约1860nm。进而，考虑到光被血液的细胞成分吸收的波长范围，光源22的波长范围更优选为约580nm～约1400nm、以及约1500nm～约1860nm。
通过将光源22所使用的波长范围设为上述范围，在由后述的光强度检测部3检测到的光中，抑制血浆的无机物对光的吸收的影响、以及血液的细胞成分对光的吸收的影响。由此，不存在确定物质程度的吸收，由吸收引起的光能损失小到可以忽略的程度。因此，血液中的光通过血液中脂质的散射而传播到很远，并被释放到体外。
虽然实施方式的光源22照射可见光和近红外光两者，但是光源22可以包括照射可见光的光源和照射近红外光的光源这样的多个单独的光源。通过设置多个光源，不需要在光强度检测部3的受光时进行波长的区别。另外，在将光源设为多个的情况下，可以在多个光源的每一个中设置具有针孔的遮光板。
光强度检测部3接收从生物体向生物体外放出的光，并检测其光强度。在使用多个光强度检测部3的情况下，光强度检测部3以照射位置21为大致中心分别设置在不同的距离上。如图1所示，在实施方式中，第一光强度检测部31和第二光强度检测部32距照射位置21以预定间隔在同一面上以直线状依次排列。光强度检测部3可以是光电二极管、CCD(ChargeCoupled Device，电荷耦合器件)或CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor，互补金属氧化物半导体)。
如图1所示，在实施方式中，将从照射位置21到第一光强度检测部31的第一检测位置331的距离设为第一照射检测间距离ρ1。将从照射位置21到第二光强度检测部32的第二检测位置332的距离设为第二照射检测间距离ρ2。
如图4所示，在向生物体照射光的照射位置21与检测从生物体中的血液(图中的E)放出的光强度的检测位置31之间，设置预定的距离ρ。通过设置预定的距离ρ，抑制所照射的光(图中的A)被生物体表面以及表面附近的散射体反射而直接从生物体放出的光(图中的B)的影响。所照射的光到达脂蛋白等脂质存在的深度后，光被血液中的脂质(图中的D)反射。经过由脂质对光的反射引起的散射，检测由从生物体发出的后向散射光(图中的C)引起的光强度。另外，通过使照射位置21与检测位置31的距离ρ变长，光路长度变长。因此，与脂质的碰撞次数增加，检测到的光受散射的影响很大。这样，通过使距离ρ变长，容易捕捉以往较弱且难以检测的散射的影响。
另外，如图5所示，也可以配置为用照射部2和光强度检测部3夹住生物体(图中的E)，由光强度检测部3检测来自照射部2的光。
作为测量对象的脂蛋白具有被载脂蛋白等覆盖的球状结构。脂蛋白在血液中以类似固体的状态存在。脂蛋白具有对光进行反射的性质。特别是，粒径和比重大的乳糜微粒(cylomicron，CM)和VLDL(Very Low Density Lipoprotein，极低密度脂蛋白)等含有大量中性脂肪(TG)，具有更容易使光散射的特性。因此，由光强度检测器3检测的光强度包括脂蛋白对光的散射的影响。
另外，关于设置多个检测位置31时的排列，只要是以照射位置21为大致中心分别配置在不同的距离上，就不限于直线状，可以适当地选择圆状、波浪状、锯齿状等。另外，从照射位置21到检测位置31的第一照射检测间距离ρ1、第二照射检测间距离ρ2、检测位置331、332之间的间隔不限于一定的间隔，也可以是连续的。
接着，对血管检测装置1的控制系统的结构进行说明。图6是实施方式的血管检测装置1的框图。经由系统总线42，CPU(Central Processing Unit，中央处理单元)41、ROM(Read Only Memory，只读存储器)43、RAM(Random Access Memory，随机存取存储器)44、存储部45、外部I/F(Interface，接口)46、照射部2、光强度检测部3和通知部5连接。由CPU 41、ROM 43和RAM 44构成控制部(控制器)4。
ROM 43预先存储由CPU 41执行的程序、阈值。
RAM 44具有展开CPU 41所执行的程序的区域、成为程序的数据处理的作业区域的工作区域等各种存储器区域等。
存储部45存储所检测、计算出的光强度等、μeff等数据。存储部45可以是HDD(HardDisk Drive，硬盘驱动器)、闪存、SSD(Solid State Drive，固态驱动器)等以非易失性存储的内部存储器。
外部I/F 46是用于与例如客户终端(PC)等外部装置通信的接口。外部I/F 46只要是与外部装置进行数据通信的接口即可，例如，可以是与外部装置以本地连接的设备(USB存储器等)，也可以是用于经由网络进行通信的网络接口。
控制部4基于由光强度检测部3检测到的光强度，计算生物体内的散射信息。散射信息基于预定波长的照射光下的光强度检测部3的检测强度来计算。在实施方式中，散射信息基于光源22的照射光的波长为810nm和970nm时的光强度检测部3的检测强度来计算。
散射信息使用对生物体内物质的吸收小或者几乎没有的波长(第二波长)来获得对散射体的信息。该散射信息是依赖于血脂的量的信息。
作为散射信息之一，包括散射系数μeff。在此，对散射系数μeff的计算方法计算说明。
如图1所示，实施方式中的控制部4计算光强度比或光强度差。
控制部4取由光强度检测部3检测到的多个位置的光强度的对数来计算散射系数μeff。控制部4基于所照射的光由于散射随着距检测位置33的距离的增加而衰减的散射现象，来计算散射系数μeff。
用照射部2照射预定的光强度的连续光，控制部4根据由第一光强度检测部31检测到的光照射部与光强度检测部之间的距离ρ、ρ的平方与光强度R(ρ)的乘积，计算散射系数μeff(式1)。
[式1]
Figure BDA0002790321360000081
另外，控制部4的散射系数μeff的计算方法不限于上述各计算方法。
控制部4基于由光强度检测部3检测到的光强度，计算生物体内的吸收信息。
吸收信息是通过使用血红蛋白的吸收带的波长(第一波长)而得到的、依赖于血红蛋白的信息。将该血红蛋白信息作为血液的信息而使用。关于用于获取定位中所使用的吸收信息的波长，优选使用血液中的血红蛋白的吸收带即可见光。另一方面，当确认血流信息时，优选使用近红外光。近红外光由于与水等组织相关的吸收小，因此容易准确地测量血流等的运动的信息。
吸收信息是预定波长的照射光下的光强度检测部3的检测强度。在实施方式中，吸收信息是当光源22的照射光的波长为660nm时，光强度检测部3检测到的光强度。
作为测量对象的血液与皮肤组织等不同，在血管内流动。将用该血流得到的动态参数定义为血流信息。在实施方式中，通过在分析时进行一定时间的测量，计算血流信息，判定血管位置。
血流信息是使用对生物体内物质的吸收小或者几乎没有的波长(第二波长)，对散射体得到的信息。
控制部4使用标准偏差、布朗运动、自相关函数、频率分析、散斑、多普勒频移、雷诺数、血流量、血液量、脉动幅度等进行分析，计算出测量血液的运动的指标、即血流信息。控制部4也可以将光强度的测量时间设为20秒以下，根据该测量时间内的光强度的变化量来计算血流信息。
以往，在对测量对象部位进行测量时，不关注随时间的测量值的变动量，而采用平均化后的值。但是，在血液测量中，由于对静脉等血液丰富的部位或密集的部位进行测量时，包含较多的血液信息，因此噪声因素较少。在无创测量中，为了判断所入射的光是否穿透了静脉，优选获取基于血流得到的信息。
但是，当对脉搏等基于心跳的周期性进行测量时，优选动脉。因此，关于将静脉作为测量对象时的定位，优选对一定时间内的、由血流引起的受光强度的时间变化的偏差进行测量。
即，当观测到搏动的周期(0.5～2.0Hz左右)时，可以说皮肤层是适于脂质测量的生物体的部位。另一方面，看不到搏动的周期、没有周期性的血流信息成为表示静脉位置(至少依赖于静脉信息)的信息，可以说静脉是适于脂质测量的生物体的部位。
另外，为了区别上述信息，光强度检测部的采样率优选为10毫秒(msec)以下，分辨率优选为16比特以上。
作为血流信息之一，包括散射系数μeff的变动系数CV。
控制部4根据计算出的散射系数μeff的时间变化，计算散射系数μeff的变动系数CV。关于变动系数CV，例如可以通过以下的式2计算。
[式2]
Figure BDA0002790321360000091
x：光强度的实测值
Figure BDA0002790321360000092
光强度的实测值的平均值
σ：光强度的标准偏差
X：一定时间的紊乱＝散射系数μeff的变动系数CV
光强度的标准偏差通过以下的式3求出。
[式3]
Figure BDA0002790321360000093
在此，<>表示平均。
为了计算变动系数CV，作为测量散射系数μeff的时间，可以为1msec以上且30sec以下，优选为5msec以上且25sec以下，更优选为10msec以上且20sec以下。(此外，“sec”是“秒”的缩写。)
控制部4计算散射信息、吸收信息以及血流信息，根据散射信息、吸收信息以及血流信息来判定血管位置。
实施方式提供了一种用于二维(平面)搜索血管位置的装置和方法。如图7所示，在静脉上，与其他部位相比，散射变强，因此，可有望作为血管位置来检测。但是，散射强度与血管的粗细和血管的深度也有关系，因此不能一概仅通过吸收来测量。比较实际上脂质测量结果为良好时和不好时的定位功能，发现受光强度的紊乱存在差异。这被假定为反映了静脉的血流。另外，如果该血流信息对于最佳测量条件过深，则会因皮肤层等而被缓和。
在实施方式中，使用LED，入射由针孔或透镜提高了直线性的平行光，并组合血液的吸收信息和血流信息，由此能够事先检测血管位置。
作为测量对象的血液与皮肤组织等不同，在血管内流动。在实施方式中，通过在分析时进行一定时间的测量，计算血流信息，进而计算表示光路中包含的全部散射的吸收信息，根据这两个参数来判定每个人的血管位置。
另外，吸收信息和血流信息的获取并不局限于经由通信线路的获取，也可以手动输入。
控制部4作为散射信息而检测到810nm的μeff(μeff是有效散射系数。以下相同)为最大。
在此，810nm是为了获取血流信息而从光源22发出的照射光的波长。该波长的μeff的信息成为依赖于血液中的浊度的信息。
μeff可以根据第一光强度检测部31和第二光强度检测部32检测到的光强度，通过上述式1求出。
在此，ρ是距照射位置的距离，R(ρ)是该距离的光散射强度(在该装置中为检测光电二极管的测量值)。应用时，上式的斜率为μeff。
在受检者上的任意范围的测量中，如果多次检测光强度，则μeff的值根据测量位置而变化。控制部4在μeff的值比上一次的μeff的值高的情况下，进行改写所保存的μeff的值的处理。由此，控制部4作为结果自动地存储位置搜索范围内的810nm的μeff的值的最大值。
控制部4作为散射信息而检测到970nm的μeff为最大。
在此，970nm是为了获取血流信息而从光源22发出的照射光的波长。该波长的μeff的信息成为依赖于血液中的浊度的信息。
μeff可以根据第一光强度检测部31和第二光强度检测部32检测到的光强度，通过上述式2求出。关于μeff的求法如上所述。
在受检者上的任意范围的测量中，如果多次检测光强度，则μeff的值根据测量位置而变化。控制部4在μeff的值比上一次的μeff的值高的情况下，进行改写所保存的μeff的值的处理。由此，控制部4作为结果而自动地存储位置搜索范围内的970nm的μeff的值的最大值。
控制部4检测到660nmAD/810nmCV为最小。
这里，660nmAD是吸收信息。具体而言，是照射660nm的光时的、距离最近的第一光强度检测部31或第二光强度检测部32的测量值。
810nmCV是血流信息。是照射光的波长为810nm时的μeff的变动系数CV。
此外，810nm、970nm波长是进行光散射测量并根据散射体的粒子尺寸来选择最佳波长的波长。另外，660nm波长是血红蛋白的吸收检测用的波长。
在受检者上的任意范围的测量中，如果多次检测光强度，则660nmAD/810nmCV的值根据测量位置而变化。控制部4在660nmAD/810nmCV的值比上一次的660nmAD/810nmCV的值小的情况下，进行改写所保存的660nmAD/810nmCV的值的处理。由此，控制部4作为结果而自动地存储位置搜索范围内的660nmAD/810nmCV的值的最小值。
控制部4在作为散射信息的810nm的μeff为最大值、且作为散射信息的970nm的μeff为最大值、且吸收信息与血流信息之比660nmAD/810nmCV为最小值的情况下，判断为在无创脂质测量中能够获取良好的数据的血管位置。
实施方式的通知部5是蜂鸣器、振动器、灯等。当控制部4判别为是适于检测血管的部位时，控制部4使通知部5进行使蜂鸣器鸣响、使振动或点亮灯。由此，向用户通知是血管位置。
在具有以上那样结构的血管检测装置1中，血管检测装置1基于预先设定的程序来执行血管检测处理。图8是实施方式的血管检测处理的流程图。
照射部2经由遮光板，向照射位置21照射连续光，该遮光板具有用于提高照射光的直线性的方向调整部(步骤101)。
第一光强度检测部31检测第一检测位置331的光强度，并且第二光强度检测部32检测第二检测位置332的光强度(步骤102)。
控制部4基于由光检测强度3检测到的光强度，计算生物体内的散射信息(步骤103)。
例如，控制部4取由光强度检测部3检测到的多个位置的光强度的对数来计算散射系数μeff。控制部4基于所照射的光由于散射随着距检测位置33的距离的增加而衰减的散射现象，来计算散射系数μeff。
控制部4计算第一检测位置331的第一光强度与第二检测位置332的第二光强度的光强度差或光强度比，并基于该光强度差或光强度比来计算吸收信息。或者，控制部4根据第一检测位置331的光强度或第二检测位置332的光强度来计算吸收信息(步骤104)。
控制部4根据吸收信息的时间变化，计算成为血液流动的指标的血流信息(步骤105)。控制部4也可以将光强度的测量时间设为20秒以下，根据该测量时间内的光强度的变化量来计算血流信息。
控制部4基于散射信息、吸收信息以及血流信息，将照射了光的生物体的预定部位判定为血管位置(步骤106)。
例如，控制部4例如在810nm的μeff为最大值、且970nm的μeff为最大值、且660nmAD/810nmCV(相对于μeff)为最小值的情况下，判别为血管位置。此外，关于810nm的μeff的最大值、970nm的μeff的最大值、以及660nmAD/810nmCV的最小值的计算方法，如上所述。
控制部4在判别为是血管位置的情况下，使通知部5进行使蜂鸣器鸣响、使振动或点亮灯的控制(步骤106)。
如上所述，根据本实施方式的血管检测装置以及方法，能够根据吸收信息和血流信息来判定是否为血管位置。
实施例
以下，对本发明的实施例进行说明，但本发明并不局限于下述实施例。
使用市售的静脉可视化装置，进行了本实施例中的血管定位功能的验证。首先，使用血管检测装置，在进入本实施例的基准范围的场所进行标记，用静脉可视化装置进行了确认。其结果如图9所示。在这里，四个点的中心的黑点(图中的A)表示基于定位功能而标记的位置。如图所示，能够确认到准确地捕捉到了静脉的位置。
另外，图10表示在不使用针孔的情况下应用了定位功能的图。与图9相比，没有准确地检测到血管位置(图中的B)。
另外，图11的A表示在使用了定位功能的位置上进行了脂质测量的结果，图11的B表示在除此以外的位置上进行了脂质测量的结果。如A所示，相关系数为0.82，与B的情况下的相关系数0.49相比，得到了良好的结果。
上述技术也可以用于搜索静脉或动脉位置的情况。
另外，也可以通过使受光部的受光元件为阵列状或CCD相机、CMOS相机等，获取二维信息，通过程序来自动检测上述条件1、2中记载的最佳位置。
以上，对实施方式进行了说明，但该实施方式是作为例子而提出的，并不意图限定发明的范围。该新的实施方式能够以其他各种方式实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、替换、变更。该实施方式或其变形包含在发明的范围或主旨内，并且包含在权利要求书所记载的发明及其等同的范围内。
符号说明
1：血管检测装置；
2：照射部；
3：光强度检测部；
4：控制部；
5：通知部。

Claims (10)

1.一种血管检测装置，包括：
照射部，具有遮光板，所述遮光板在照射面上具有用于提高照射光的直线性的方向调整部，所述照射部将第一波长光和第二波长光照射到受检体，所述第一波长光是血红蛋白的吸收带的光，所述第二波长光是血红蛋白的吸收比所述第一波长光小的波长的光；以及
光强度检测部，从所述照射部的光的照射位置隔开预定间隔或者连续地配置，检测从所述受检体放出的一个以上位置的光强度，
控制部，根据所述第二波长光的光强度来计算散射信息，根据所述第一波长光的光强度来计算吸收信息，根据所述第二波长光的光强度来计算血流信息，根据所述散射信息、所述吸收信息和所述血流信息来检测血管。
2.根据权利要求1所述的血管检测装置，其中，
所述第一波长光是可见光，所述第二波长光是近红外光。
3.根据权利要求1或2所述的血管检测装置，其中，
所述控制部在所述散射信息为最大值、且将所述吸收信息除以所述血流信息所得的值为最小值时，判定为血管检测。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的血管检测装置，其中，
所述散射信息是散射系数，
所述控制部基于由所述光强度检测部检测到的多个位置的光强度之比或多个位置的光强度之差，计算生物体内的所述散射系数。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的血管检测装置，其中，
所述控制部基于所述第一波长光下的所述光强度检测部的检测强度来计算所述吸收信息。
6.根据权利要求4所述的血管检测装置，其中，
所述血流信息是所述散射系数的变动系数，
所述控制部根据所述散射系数在预定时间内的变化来计算所述变动系数。
7.根据权利要求6所述的血管检测装置，其中，
所述预定时间为10毫秒以上且20秒以下。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的血管检测装置，其中，
所述方向调整部具有针孔或透镜。
9.根据权利要求8所述的血管检测装置，其中，
所述针孔的直径为0.4mm以上且1.5mm以下。
10.一种血管检测方法，其中，
经由具有用于提高照射光的直线性的方向调整部的遮光板，将第一波长光和第二波长光照射到受检体，所述第一波长光是血红蛋白的吸收带光，所述第二波长光是血红蛋白的吸收比所述第一波长光小的波长的光，
检测从光的照射位置隔开预定间隔或者连续的位置上的、从所述受检体放出的一个以上位置的光强度，
根据所述第二波长光的光强度来计算散射信息，
根据所述第一波长光的光强度来计算吸收信息，
根据所述第二波长光的光强度来计算血流信息，
根据所述散射信息、所述吸收信息和所述血流信息来检测血管。
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