生物数据测量装置的制作方法

本发明涉及一种物体的数据测量装置，尤其涉及一种安装于生物的身体表面而测量生物数据的生物数据测量装置，更详细而言，涉及一种尤其测量生物的深部体温（deepbodytemperature）的生物数据测量装置。

背景技术：

目前，作为安装于生物的身体表面而测量深部体温的方法，例如已知有单热通量（singleheatflux）（shf）法、双热通量（dualheatflux）（dhf）法及零热通量（zeroheatflux）（zhf）法。

作为单热通量（shf）法的一例，在图29中示出以往技术文献1（国际公开wo2011/012386号公报）中所记载的图2的结构。在该图中，2表示第1探头，6表示第2探头，4表示绝热材料，3表示身体表面。通过第1探头2及第2探头6从身体表面3测量大致垂直地产生的热流（热流束）。

根据shf法，无需加热器，因此具有低电力且结构简单这一优点，但存在测量时间需要10分种左右这一问题。并且，需要通过其他方法预先测量生物内的热阻（体内热阻）。

接着，作为双热通量（dhf）法的一例，在图30中示出以往技术文献2（日本特开昭63-58223号公报）中所记载的第1图的结构。在该图中，11、17表示第1温度传感器对，12、18表示第2温度传感器对，根据通过第1温度传感器对11、17测量的热流及通过第2温度传感器对12、18测量的热流，测量生物的深部体温。

根据dhf法，无需通过其他方法测量体内的热阻便可知道深部体温，并且无需加热器，因此也具有低电力这一优点。然而，存在测量时间仍需要10分钟左右，且需要2组温度传感器对这一问题。

并且，作为零热通量（zhf）法的一例，在图31中示出以往技术文献3（美国专利公开第2016/0238463号说明书）中所记载的图6。在该图中，140表示温度传感器，126表示加热器。

根据zhf法，当贴附于皮肤表面的温度传感器140通过加热器126加温而，且温度传感器140与深部体温达到了平衡时刻（约3分钟左右）时，在显示部显示深部体温。

如此，测量时间为3分钟左右，具有较快这一优点，另一方面，在作为加热器的耗电量需要1w（瓦特）左右这一点上存在问题。

并且，当zhf法时，需要1w左右的耗电量，因此难以适用于在身体表面上贴附后使用的创可贴型传感器。

关于传感器周围的配线，在shf法的情况下也有4根配线，在dhf法的情况下有8根配线，并且需要将这些配线与信号读出电路等连接，从而需要花费与其相当的量的工夫。

基于配线的水平方向（与身体表面大致平行的方向）的导热成为灵敏度下降或误差的原因。而且，设成经由配线与数据采集侧的设备连接，因此不仅对生物的装配花费工夫，而且成为装配时的负担。

并且，当为shf法时，根据上述方式，无需加热器，因此存在低电力且结构简单这一优点，但需要通过其他方法预先测量生物内的热阻（体内热阻）。

技术实现要素：

本发明的第1课题在于提供一种结构简单，并且对生物的身体表面的装配性良好，尤其能够准确地测量深部体温的生物数据测量装置。

并且，本发明的第2课题在于提供是一种温度测量机构为一个的shf，并且无需用其他机构测量物体的内部热阻而能够求出深部温度的测量装置，尤其提供一种生物数据测量装置。

本发明中包含解决上述第1课题的第1发明及解决上述第2课题的第2发明。

首先，为了解决上述第1课题，第1发明所涉及的生物数据测量装置的特征在于，具备：基板，以在与被测量对象即生物的身体表面之间产生空气层的方式配置于经由支撑部件从上述身体表面隔开规定距离的位置上，在上述基板上设置有包含测量上述身体表面的身体表面温度的辐射温度计及测量上述基板的基板温度的基板温度计的体温计。

优选上述辐射温度计具备校正用温度计，在上述基板温度计中使用上述校正用温度计。

并且，上述支撑部件由绝热材料构成，在上述辐射温度计与上述身体表面之间形成作为上述空气层的大致密封的空间。作为上述绝热材料，优选使用泡沫塑料材料。

优选上述辐射温度计设置于与上述基板的上述身体表面对置的下表面侧，上述基板的包含其上表面除了上述空气层以外的部分被上述绝热材料覆盖。

作为另一方式，可以是如下，即，上述辐射温度计设置于与上述基板的上述身体表面对置的下表面侧，上述绝热材料以包围上述空气层的方式在上述基板的下表面侧作为筒状体而配置。

作为第1发明的特征，在上述基板上设置有将通过上述辐射温度计测量的身体表面温度及通过上述基板温度计测量的基板温度通过无线电来发送的发送部。

因在上述基板上具备上述发送部，上述基板以被上述绝热材料支撑的状态容纳于至少一部具有电磁波透射区域的壳体内。

在第1发明中，上述壳体由具有上板及从上述上板的周缘朝向下方以大致直角折弯的侧板且上述身体表面侧的底面开放的箱体构成，上述底面的整体被片材覆盖，并且在上述片材的上述身体表面侧涂布有粘合胶。

在上述片材及上述粘合胶中能够使用透射红外线的材料。

上述壳体也可以具备包含底板及从上述底板的周缘朝向上方以大致直角折弯的侧板且上表面开放的箱状的壳体主体及能够装卸地盖住上述壳体主体的上表面的盖，这种方式也包含于本发明。

在第1发明中，在上述壳体内设置有将从上述侧板侧出入的热传递至上述基板的高导热膜。

第1发明所涉及的生物数据测量装置具备：运算部，将上述身体表面温度设为tsk，将上述基板温度设为tsub，将上述空气层的热阻设为rthair，将在上述身体表面大致垂直地流动的热流设为ith，由（tsk-tsub）/rthair求出上述热流ith。

并且，上述运算部将从上述生物的深部组织至身体表面的热阻设为rthbody，将上述生物的深部体温设为tcore，由tsk+ith×rthbody求出上述深部体温tcore。

具备测量上述生物内的电阻的体内电阻测量机构，根据通过上述体内电阻测量机构测量的体内电阻值推测上述热阻rthbody的方式也包含于本发明。

并且，另一方式所涉及的生物数据测量装置的特征在于，作为上述体温计，在上述基板上并列设置有包含测量上述身体表面的身体表面温度的第1辐射温度计及测量上述基板的基板温度的第1基板温度计的第1体温计和包含测量上述身体表面的身体表面温度的第2辐射温度计及测量上述基板的基板温度的第2基板温度计的第2体温计，并且上述基板中的配置有上述第1体温计的基板上表面被绝热材料覆盖。

上述另一方式所涉及的生物数据测量装置的特征在于，具有求出上述生物的深部体温tcore的运算部，将通过上述第1体温计测量的上述身体表面温度设为tsk1，将在上述身体表面大致垂直地流动的热流设为ith1，将通过上述第2体温计测量的上述身体表面温度设为tsk2，将在上述身体表面大致垂直地流动的热流设为ith2，将从上述生物的深部组织至身体表面的热阻设为rthbody，上述运算部由（tsk2-tsk1）/（ith1-ith2）计算出rthbody之后，由（ith1×rthbody+tsk1）或（ith2×rthbody+tsk2）求出上述生物的深部体温tcore。

接着，为了解决上述第2课题，在第2发明中包含以下记载的若干方式。

首先，第1方式的特征在于，具备：将从深部到表面具有第1热阻rth1的物体设为被测量对象，配置于上述被测量对象的表面且具有第2热阻rth2的绝热体；测量通过上述绝热体隔开的第1温度、第2温度的机构；由第1时刻a测量的上述第1温度、第2温度及比第1时刻a经过了规定时间的第2时刻b测量的上述第1温度计、第2温度计算上述第1热阻的机构；及由上述第1热阻、第2热阻及上述第1温度计、第2温度计算上述被测量对象的深部温度的机构。

第2方式的特征在于，具备：由上述第1时刻a及上述第2时刻b测量的上述第1温度的差分a、上述第1时刻a及上述第2时刻b测量的上述第2温度的差分b以及上述第2热阻rth2，并根据rth1=rth2×b/（a-b）而成的式计算上述第1热阻rth1的机构。

第3方式的特征在于，还具备：作为上述第1热阻rth1设定临时值，根据上述第1热阻rth1的临时值，计算上述第1时刻a的上述测量对象的深部温度tcorea及上述第2时刻b的上述测量对象的深部温度tcoreb，且以使上述深部温度tcorea-上述深部温度tcoreb的绝对值在规定的判定值内的方式变更上述第1热阻rth1的值的机构。

第4方式的特征在于，还具备：上述第1温度为与上述绝热体的物身体表面接触的底面侧温度，上述第2温度为上述绝热体的上表面侧的温度，为了校正上述第1温度相对于上述第2温度的响应延迟，而对上述第2温度附加规定的延迟时间的机构。

第5方式的特征在于，具备以在与被测量对象即生物的身体表面之间产生空气层的方式配置于经由支撑部件从上述身体表面隔开规定距离的位置上的基板，在上述基板上设置有包含测量上述身体表面的身体表面温度tsk的辐射温度计及测量上述基板的基板温度tsub的基板温度计的温度测量机构，通过上述温度测量机构对同一部位经上述第1时刻a及上述第2时刻b至少这两次测量上述身体表面温度tsk及上述基板温度tsub。

第6方式的特征在于，由上述第1时刻a及上述第2时刻b测量的上述身体表面温度tsk的差分a、上述第1时刻a及上述第2时刻b测量的上述基板温度tsub的差分b以及上述空气层的热阻rthair，并根据rthbody=rthair×b/（a-b）而成的式计算上述生物的体内热阻rthbody。

第7方式的特征在于，将上述空气层的热阻设为rthair，将在上述身体表面大致垂直地流动的热流设为ith，由（tsk-tsub）/rthair求出上述热流ith，为了校正上述身体表面温度tsk相对于上述基板温度tsub的响应延迟，对上述基板温度tsub附加规定的延迟时间。

第8方式的特征在于，比较由对身体表面进行装配之后的第1时刻a测量的热流itha、比第1时刻a经过了规定时间的第2时刻b测量的热流ithb、预先设定的体内热阻rthbody的临时值计算的上述第1时刻a的深部体温tcorea与上述第2时刻b的深部体温tcoreb，并且以使tcorea-tcoreb的绝对值在规定的判定值内的方式变更rthbody的值。

第9方式的特征在于，通过加热体使容纳有该数据测量装置的壳体的壳体温度tcase上升至深部体温tcore而暂时制作出zhf的状态，以此为基础计算体内热阻rthbody。

第10方式的特征在于，在上述壳体中设置有接收基于上述加热体的校正的机构。

第11方式的特征在于，具备：当上述壳体温度tcase超过了规定的温度tth时，发出从上述壳体拿开上述加热体的命令的步骤。

第12方式的特征在于，当环境温度以不会改变深部体温tcore的速度发生了变化时，执行求出上述体内热阻rthbody的步骤。

第13方式的特征在于，当被测量对象即生物的心率为规定的阈值以下时，执行求出上述体内热阻rthbody的步骤。

第14方式的特征在于，由从体内深部至身体表面的体内深部距离body_d×从体内深部至身体表面的热阻系数求出临时体内热阻rthbody的基础上，执行求出上述体内热阻rthbody的步骤。

第15方式的特征在于，由测量初始获得的基板温度tsub及身体表面温度tsk，以使深部体温tcore成为预先输入的安静时体温的方式，对体内热阻rthbody进行倒算。

第16方式的特征在于，在上述基板上搭载有测量心电的ecg测量电路，并且具备将该生物数据测量装置的壳体装配于身体表面的装配带，在上述装配带上配置有与身体表面接触且隔开规定距离的两个电极，在上述装配带与上述壳体之间设置有用于将上述两个电极与上述ecg测量电路连接的接触部，同时进行基于上述温度测量机构的体温信号测量及基于上述ecg测量电路的心电信号测量。

并且，第17方式的特征在于，具备：绝热体，将从深部到表面具有第1热阻rth1的生物设为被测量对象，配置于上述被测量对象的身体表面且具有第2热阻rth2；机构，测量通过上述绝热体隔开的第1温度、第2温度；及机构，上述第1温度为与上述绝热体的身体表面接触的底面侧温度，上述第2温度为上述绝热体的上表面侧的温度，为了校正上述第1温度相对于上述第2温度的响应延迟，对上述第2温度附加规定的延迟时间。

发明效果

根据第1发明，为在配置于经由支撑部件（绝热材料）从身体表面隔开规定距离的位置上的基板中设置有辐射温度计及基板温度计的结构，因此能够以低成本简单地进行制作。并且，基板与身体表面之间的绝热体为空气层，因此能够将基板与身体表面之间的热阻设为较大的值。

并且，在辐射温度计与身体表面之间，形成通过作为支撑部件的绝热材料密封的空间（空气层），因此能够减小相对于周围温度的误差。

并且，具备将通过辐射温度计测量的身体表面温度及通过基板温度计测量的基板温度用无线电来发送的发送部，由此没有在有线发送部的配线中的热传递的传递，从而能够测量更高精确度的深部体温。

并且，通过设为在基板上并列设置包含测量身体表面的身体表面温度的第1辐射温度计及测量基板的基板温度的第1基板温度计的第1体温计和包含测量身体表面的身体表面温度的第2辐射温度计及测量基板的基板温度的第2基板温度计的第2体温计，并且将上述基板中的配置有第1体温计的基板上表面用绝热材料来覆盖的结构，无需通过其他测量机构来测量体内的热阻，而能够测量深部体温。

并且，根据第2发明，作为一个特征性方法，由上述第1时刻a及上述第2时刻b测量的上述第1温度的差分a、上述第1时刻a及上述第2时刻b测量的上述第2温度的差分b以及上述第2热阻rth2（已知），并根据由rth1=rth2×b/（a-b）而成的式能够计算上述第1热阻（物体的内部热阻）rth1，因此为一个温度测量机构的shf，并且无需用其他机构测量物体的内部热阻，而能够求出深部温度。

如此，设为在同一部位并且通过相同的温度计，时间上分离的时刻a、时刻b下测量两个热流，因此不会受到由部位而引起的偏差或温度计的偏差的影响。而且，与dhf法或zhf法相比，能够进行小型化，并且能够大幅减低耗电量。

附图说明

图1是表示本发明的基本方式（第1实施方式）的（a）示意性俯视图及（b）其相同的示意性剖视图。

图2是表示本发明的第2实施方式的（a）示意性俯视图及（b）其剖视图。

图3是表示本发明的第3实施方式的（a）示意性俯视图及（b）其剖视图。

图4是表示本发明的第4实施方式的（a）示意性俯视图及（b）其剖视图。

图5是表示本发明的第5实施方式的（a）示意性俯视图及（b）其剖视图。

图6是表示本发明的第6实施方式的（a）示意性俯视图、（b）其剖视图及（c）第5实施方式的变形例所涉及的剖视图。

图7是表示经由装配带将本发明的生物数据测量装置安装于生物的状态的（a）示意图及（b）其主要部分剖视图。

图8是表示本发明的第7实施方式的（a）示意性俯视图及（b）其剖视图。

图9是表示本发明的第8实施方式的示意性剖视图。

图10是在本发明的第1至第4实施方式的方式中，（a）表示冬季时从体内深部达到环境温度的温度梯度的图表，（b）表示冬季时的各部的热阻系数、厚度、热阻的表格。

图11是在上述第1至第4实施方式的方式中，（a）表示夏季时从体内深部达到环境温度的温度梯度的图表，（b）表示夏季时的各部的热阻系数、厚度、热阻的表格。

图12是在上述第5实施方式的方式中，（a）表示从由第1温度计及第2温度计测量的体内深部达到环境温度的温度梯度的图表，（b）表示此时的各部的热阻系数、厚度、热阻的表格。

图13是表示在本发明的第9实施方式中，（a）经由装配带装配于身体表面的生物数据测量装置的示意性剖视图及（b）该生物数据测量装置的俯视图。

图14a是表示搭载于上述第9实施方式所涉及的生物数据测量装置的基板的电路系统及设置于装配带的电极的配置例（两个电极）的示意图。

图14b是表示上述第9实施方式中，设置于装配带的电极的不同的配置例（4个电极）的示意图。

图15是作为本发明的第10实施方式，（a）对所检测的身体表面温度及基板温度的时间常数校正进行说明的图表及（b）表示进行其时间常数校正的步骤的流程图。

图16a是作为本发明的第11实施方式，对由装配时的瞬态响应求出体内热阻rthbody的方法进行说明的图表。

图16b是表示通过该方法增减体内热阻rthbody的步骤的流程图。

图16c是作为上述第11实施方式的其他方法，对由身体表面温度及基板温度直接求出体内热阻的方法进行说明的图表。

图16d是表示上述第11实施方式的其他方法的动作的流程图。

图17是作为本发明的第12实施方式，（a）对使用加热体求出体内热阻rthbody的方法进行说明的图表，（b）表示通过该方法增减体内热阻rthbody的步骤的流程图。

图18是作为本发明的第13实施方式，（a）对由环境温度变化求出体内热阻rthbody的方法进行说明的图表，（b）表示通过增减体内热阻rthbody的步骤的流程图。

图19a是表示作为本发明的第14实施方式，要求用户输入从体内深部至表皮的距离（body_d）的方法的流程图。

图19b是表示作为本发明的第15实施方式，根据加速度检测出姿势并进行身体表面温度及基板温度的校正的方法的流程图。

图20是表示作为本发明的第16实施方式，在上述第9实施方式中所搭载的ecg测量电路的（a）框图及（b）其各部的动作说明图。

图21是表示作为相同的本发明的第16实施方式，在上述第9实施方式中所搭载的gsr测量电路的（a）框图及（b）其各部的动作说明图。

图22是表示作为本发明的第16实施方式，在上述第9实施方式中所搭载的gsr驱动电路的（a）框图及（b）其各部的动作说明图。

图23是表示作为本发明的第17实施方式，生物数据测量装置的壳体配置于装配带上的方式的（a）示意性剖视图及（b）上述壳体的俯视图。

图24是从被测量部位侧观察了将上述壳体装配于被测量部位的具有4个电极的上述装配带的俯视图。

图25是表示作为本发明的第18实施方式，用钩部可分解地连结生物数据测量装置的壳体与装配带的方式的（a）示意性俯视图、（b）其剖视图及（c）钩部的一例的立体图。

图26是示意地表示作为本发明的第19实施方式，将生物数据测量装置搭载于1片基板上的方式的（a）俯视图及（b）其剖视图。

图27是示意地表示作为本发明的第20实施方式，将生物数据测量装置隔开搭载于2片基板上的方式的（a）俯视图及（b）其剖视图。

图28a是表示生物数据测量装置的壳体与装配带的电/机械接触部的第1例的示意性剖视图。

图28b是表示生物数据测量装置的壳体与装配带的电/机械接触部的第2例的示意性剖视图。

图28c是表示生物数据测量装置的壳体与装配带的电/机械接触部的第3例的示意性剖视图。

图28d是表示生物数据测量装置的壳体与装配带的电/机械接触部的第4例的示意性剖视图。

图28e是表示生物数据测量装置的壳体与装配带的电/机械接触部的第5例的示意性剖视图。

图29是介绍作为第1以往技术的shf法的示意图。

图30是介绍作为第2以往技术的dhf法的示意图。

图31是介绍作为第3以往技术的zhf法的示意图。

具体实施方式

接着，根据图1至图28对基于本发明的若干实施方式进行说明，但本发明并不限定于这些实施方式。

首先，参考图1，本发明的生物数据测量装置1作为基本方式（第1实施方式）具备设置有温度计（温度测量机构）20的基板10。基板10配置于经由后述的支撑部件从被测量对象即生物的身体表面bs隔开规定距离的位置（例如，从身体表面bs隔开3mm左右的位置）。

在基板10中例如使用聚酰亚胺基板。厚度优选设为数百微米左右以减少热容。并且，基板10优选为30mm平方以上的四边形状，但也可以设为面积大致相同的圆形及四边形以外的多边形。

虽然并不详细图示，但在作为温度测量机构的温度计20中包含测量身体表面bs的温度tsk的辐射温度计21及测量基板10的基板温度tsub的基板温度计22。辐射温度计21以与身体表面bs相对的方式配置于基板10的下表面侧。另外，可以在基板10中开孔并在该孔内安装辐射温度计21。

辐射温度计21中使用辐射热检测器或热电堆检测器等，并测量身体表面bs的辐射红外线量。基板温度计22为测量基板10的基板温度tsub的温度计，可以与辐射温度计21另行设置，但能够使用具备辐射温度计21的校正用温度计。

将基板10与身体表面bs之间的空气层a的热阻设为rthair，在身体表面bs大致垂直地流动的热流（热流束）ith能够由ith=（tsk-tsub）/rthair来求出。

通过利用空气层a，能够将基板10与身体表面bs之间的热阻rth设为较大的值，但代替空气层a，例如也可以采用由泡沫材料等构成的固体绝热体。在该情况下，代替辐射温度计，在固体绝热体的身体表面侧的面设置测量身体表面的温度的温度计。

在此，将生物的深部体温设为tcore，将从生物的深部组织至身体表面bs的热阻设为体内热阻rthbody，深部体温tcore能够由tcore=tsk+ith×rthbody来求出。

另外，在该第1实施方式中，上述体内热阻rthbody通过未图示的其他方法来测量。作为该方法的一例，有如下方法，即，根据由通过一对电极在生物中流过微弱电流（例如，0.2μa左右）并测量生物内的电阻（gsr：galvanicskinresistance（皮电反应））的体内电阻测量机构测量的体内电阻值推测体内热阻rthbody。具备该体内电阻测量机构的方式也包含于本发明。

接着，参考图2，第2实施方式所涉及的生物数据测量装置1具备在身体表面bs上的规定高度位置上支撑基板10的支撑部件30。支撑部件30优选采用热阻rth尽量大且相对于外力不易变形的绝热材料31例如泡沫塑料材料等。

这种泡沫塑料材料中有聚氨酯或聚苯乙烯等。将聚氨酯设为材料的硬质聚氨酯泡沫中有静止大气下的热阻系数相当于40m·k/w的泡沫。能够制作压缩强度为数百gf/cm²～1kgf/cm²左右的泡沫。

在该实施方式中，支撑部件30（绝热材料31）以如下方式形成，即，当装配于身体表面bs时，在辐射温度计21与身体表面bs之间形成作为空气层a的大致密封的空间，并覆盖包含其以外的上表面的基板面。

接着，在图3所示的第3实施方式中，生物数据测量装置1具备用于减少来自身体表面bs的热流ith的横向释放的壳体40。壳体40为具有上板（顶板）401及从上板401的周缘朝向下方大致直角折弯的侧板402且底面（身体表面bs侧的面）开放的箱体，且在其内部，基板10以支撑于绝热材料31的状态容纳。

另一方面，在该第3实施方式中，在基板10上设置发送部24及运算部25。如上所述，运算部25作为一例由通过辐射温度计21测量的身体表面温度tsk、通过基板温度计22测量的基板温度tsub及空气层a的热阻rthair计算热流ith等。发送部24通过无线电将计算出的运算值等发送至未图示的作为主机的数据采集/分析装置。

发送部24中使用无线模块等，运算部25中使用微型计算机等，但这些模块或封装件中包含发热组件，当其发热（较多情况下为微少的发热）对深部体温的测量造成误差时，作为其对策之一，能够将发送部24和/或运算部25配置于壳体40的外侧。

作为其他方法，也能够在空气层a（例如基板10的下表面）中设置提高发送部24和/或运算部25与身体表面bs之间的导热的高导热材料，以便将发送部24和/或运算部25的发热散发到身体表面bs。

而且，也有将发送部24和/或运算部25配置于基板10的上表面，并将其发热散发到大气侧的方法；及在发送部24和/或运算部25与温度计20之间插入绝热机构的方法。

作为另一方式，可以将运算部25设置于上述主机（数据采集/分析装置）侧，从发送部24对该主机发送身体表面温度tsk或基板温度tsub等，并在主机侧求出热流ith或深部体温tcore等，这种方式也包含于本发明。

壳体40优选为减少水平方向的温度分布并且能够透射发送部24的无线电（电磁波）的材质，作为与其相符的材质可举出氧化铝。顺便提及，氧化铝的热阻系数为0.03m·k/w。

代替氧化铝，能够使用图案形成的印制电路板。在该情况下，去除与发送部24的通信天线对应的特定部分40a（图3（a）中为右上角部分）的导体（铜箔），以使无线电通过。另外，壳体40的侧板402可以是金属制。

发送部24中可使用2.4ghz或13.56mhz（industry-science-medical（工业科学医疗）频段）。虽然未图示，但在基板10上搭载向发送部24或运算部25供给电源的电池（优选二次电池），但也可以用13.56mhz来从上述主机侧输送电力。

在图4所示的第4实施方式中，作为支撑部件30使用筒状的绝热材料311、绝热材料312。绝热材料311、绝热材料312以同心状配置，且绝热材料311在内侧，而绝热材料312在外侧。

在该第4实施方式中，内侧的绝热材料311具备装配于身体表面bs时以在辐射温度计21与身体表面bs之间形成密封的空间（空气层a）的方式设置于基板10的下表面侧的圆筒状的下部绝热材料311a及配置于基板10的上表面与壳体40的内面之间的上部绝热材料311b。

外侧的绝热材料312为支撑基板10外周侧的支撑部件，且具备设置于基板10的下表面侧的圆筒状的下部绝热材料312a及配置于基板10的上表面与壳体40的内面之间的上部绝热材料312b。

另外，在该第4实施方式中，内侧的绝热材料311中所包含的上部绝热材料311b与下部绝热材料311a为等径，但也可以是异径。相同，外侧的绝热材料312中所包含的上部绝热材料312b与下部绝热材料312a也为等径，但也可以是异径。

在该第4实施方式中，绝热材料311、绝热材料312为圆筒状，但也可以是四角筒状。通常，绝热材料若提高压缩强度则热阻系数下降，因此如上所述，通过设为筒状能够提高热阻。例如，聚苯乙烯的热阻系数为8m·k/w，虽然具有强度，但热阻系数略低，因此局部使用。

接着，参考图5，第5实施方式所涉及的生物数据测量装置1具备第1温度计20a及第2温度计20b这两个温度计。温度计20a、温度计20b中均包含辐射温度计21及基板温度计22。

因具备两个温度计20a、温度计20b，作为其搭载基板10使用2片基板10a、基板10b。在一侧基板10a上设置第1温度计20a，在另一侧基板10b上设置第2温度计20b。在该实施方式中，发送部24及运算部25均配置于一侧基板10a侧。

基板10a与基板10b通过柔性基板11连接，第2温度计20b经由柔性基板11内的配线与发送部24和/或运算部25连接。作为与其不同的方式，可以将温度计20a、温度计20b并列设置于同一基板10上。

如图5（b）所示，温度计20a、温度计20b的不同点在于，关于一侧温度计，在该实施方式中，在第1温度计20a的上方配置绝热材料313，而第2温度计20b侧的上方成为空间。

运算部25根据通过温度计20a、温度计20b测量的身体表面温度tsk及基板温度tsub，以如下方式求出生物的深部体温tcore。

即，将通过第1体温计20a测量的身体表面温度设为tsk1，将在第1体温计20a的部分在身体表面bs大致垂直地流动的热流设为ith1，将通过第2体温计20b测量的身体表面温度设为tsk2，将在第2体温计20b的部分在身体表面bs大致垂直地流动的热流设为ith2，将从生物的深部组织至身体表面bs的体内热阻设为rthbody，运算部25由（tsk2-tsk1）/（ith1-ith2）计算出rthbody之后，由（ith1×rthbody+tsk1）或（ith2×rthbody+tsk2）求出生物的深部体温tcore。

顺便提及，将通过第1体温计20a的基板温度计22测量的基板温度设为tsub1，将通过第2体温计20b的基板温度计22测量的基板温度设为tsub2，将空气层a的热阻设为rthair，如上所述，热流ith1由ith1=（tsk1-tsub1）/rthair求出，热流ith2由ith2=（tsk2-tsub2）/rthair求出。

如此，根据该第5实施方式，通过运算求出从生物的深部组织至身体表面bs的体内热阻rthbody，因此无需通过其他测量机构（例如，上述体内电阻测量机构）来测量（推测）体内热阻rthbody。

接着，参考图6（a）、图6（b），第6实施方式所涉及的生物数据测量装置1的特征在于，例如以先前的图4中进行了说明的第4实施方式为基础，提高对生物的装配性。

即，在该第6实施方式中，如图6（b）所示，用片材51覆盖壳体40的下表面（与身体表面bs面对的面）的整面，并在片材51的下表面（与身体表面bs相对的面）上以规定的厚度涂布粘合胶52。由此，能够将生物数据测量装置1舒适地装配于身体表面bs。

为了防止柔软的粘合胶52变形而空气层a的厚度发生变化，在片材51中使用硬（高弹性）于粘合胶52的原材料。

在该情况下，辐射温度计21测量片材51的温度，但若要求出体内热阻rthbody，则减去片材51及粘合胶52的各热阻rth即可。作为其他方法，通过片材51及粘合胶52中使用红外线透射材料，能够测量身体表面温度tsk。

并且，通过在成为空气层a的空间内封入疝气、氪气及氩气等稀有气体，能够提高热阻系数。并且，例如也能够对片材51实施压花处理而在粘合胶52中形成汗的排出槽。由此，发挥维持粘合胶的粘合性的效果。

另外，作为该第6实施方式的变形例，为了能够通过辐射温度计21直接测量身体表面温度，如图6（c）所示，可以从壳体40的底面中央部去除片材51及粘合胶52，这种方式也包含于本发明。该第6实施方式也能够适用于先前的图5中进行说明的第5实施方式中。

如图7（a）、图7（b）所示，该生物数据测量装置1经由装配带60装配于生物h的规定部位（例如，胸部或腹部等）。另外，图7（b）所示的生物数据测量装置1为先前的图3中进行说明的第3实施方式的生物数据测量装置1，但也可以是其他实施方式的生物数据测量装置1。

装配带60作为弹性结构，优选为伸长率大的橡胶材料（优选伸长率为数十～数百%的橡胶材料）制。并且，作为夏季时的中暑对策，为了不阻碍装配带60相对于生物h的通气性，可以使装配带60具有例如由网格（网眼）构成的通气性。

壳体40为低热阻，由此有时对生物h进行装配时若手臂触碰壳体40则因急速地温度变化而体温测量中出现误差。于是，在图8所示的第7实施方式中，具备覆盖壳体40的保护罩70。

保护罩70例如由难以传递高发泡度的聚氨酯或聚苯乙烯等的热的绝热材料构成。保护罩70由比壳体40大一圈的底面开放的箱体形成，且具备用于使装配带60通过对置的两侧面的装配带插通口71、71。

接着，参考图9对第8实施方式进行说明。在该实施方式中，当将生物数据测量装置1如上述那样通过装配带60装配于身体表面bs时，作为用于防止因基于装配带60的紧固力而身体表面bs凸起从而空气层a的间隔（基板10与身体表面bs的距离）发生变化的壳体，使用具有上表面开放的壳体主体41及能够装卸地盖住壳体主体41的上表面的盖42的壳体40a。

壳体主体41为具有四边形状的底板411及立设于该4边的侧板412且上表面开放的箱体，且在其内部具有温度计20、发送部24及运算部25等的基板10以被作为支撑部件30的绝热材料31支撑的状态容纳。在使用时，壳体主体41的上表面被盖42盖住。

在该实施方式中，壳体主体41及盖42均为丙烯酸树脂制，但只要是热阻低且低热容并且能够透射红外线的材质，可以是其他合成树脂材料。另外，盖42未必一定是能够透射红外线的材质，但需要选择能够透射发送部24的无线电（电磁波）的材质。

通过使用这种壳体40a，即便将生物数据测量装置1用装配带60来紧紧地紧固与身体表面bs，也能够将存在于基板10与身体表面bs之间的空气层a的间隔保持为恒定。

并且，该第8实施方式所涉及的生物数据测量装置1用于将来自壳体40a的侧面（侧板412）的热的出入传递至基板10的高导热膜53。在此，高导热是指以热阻系数计规定为0.01m·k/w左右（以导热系数计为100w/m/k左右），高导热膜53中优选采用铝箔。

根据该实施方式，高导热膜（铝箔）53配置成从基板10的下表面周缘遍及绝热材料31的内面与这些各面紧密贴合。由此，即使在环境温度发生了变化的情况下，由于经由基板10而身体表面温度（皮肤温度）tsk发生变化，因此也能够排除仅由身体表面温度tsk单独发生变化而引起的误差。

高导热膜53优选红外线辐射率接近零（大致为0）。其理由在于，即使在因导热的界限而无法向基板10充分地传递热的情况下，也不使绝热材料31的温度变化向空气层a辐射。

另外，高导热膜53也能够适用于先前的图3至图6中进行说明的具备底面开放的壳体40的各实施方式。在该情况下，例如，如图5（b）所示，高导热膜53在壳体40内配设成从侧板402遍及基板10。

接着，以先前的图4中进行说明的第4实施方式所涉及的生物数据测量装置1为例子，对测量体温时的各部的热阻与温度之间的关系进行说明。

首先，图10（a）的图表示出了将横轴设为热阻rth（单位；k·m²/w）、将纵轴设为温度（单位；℃）的冬季时的各部中的热流（heatflux）的变化。在该图表中，例如，深部体温为36.5℃，环境温度为0℃，并假设了穿着内衣+衬衫+毛衣的冬季。

从体内深部至身体表面（假设为25mm的厚度）、静止大气（基板的上下分别假设为3mm的空气层）、冬季服装（内衣、衬衫、毛衣的里面分别假设为1mm的空气层）、开放大气（有对流）的各热阻系数及热阻参考图10（b）的表格。

在图10（a）的图表中，直线的斜率（t/rth）成为热流（heatflux）ith，当为该例时，成为ith=55w/m²。

接着，图11（a）的图表示出了将横轴设为热阻rth（单位；k·m²/w）、将纵轴设为温度（单位；℃）的夏季时的各部中的热流（heatflux）的变化。在该图表中，深部体温为36.5℃，境温度为25℃，并假设了仅穿着衬衫的夏季。

从体内深部至身体表面（假设为25mm的厚度）、静止大气（基板的上下分别假设为3mm的空气层）、夏季服装（衬衫里面假设为1mm的空气层）、开放大气（有对流）的各热阻系数及热阻参考图11（b）的表格。

在图11（a）的图表中，直线的斜率（t/rth）成为热流（heatflux）ith，当为该例时，成为ith=23w/m²。

接着，关于先前的图5中进行说明的第5实施方式所涉及的具有两个温度计的生物数据测量装置1，根据图12对测量该体温时的各部的热阻与温度之间的关系进行说明。

图12（a）的图表与图11（a）的图表相同，深部体温为36.5℃，环境温度为25℃，并假设了仅穿着衬衫的夏季。

从体内深部至身体表面（假设为25mm的厚度）、静止大气（第2温度计20b的基板的上下分别假设为3mm的空气层）、绝热材料（在第1温度计20a的基板上表面设定厚度3mm的聚苯乙烯）、夏季服装（衬衫的里面假设为1mm的空气层）、开放大气（有对流）的各热阻系数及热阻参考图12（b）的表格。

在图12（a）的图表中，虚线表示通过第1温度计20a测量的热流ith1，实线表示通过第2温度计20b测量的热流ith2。这些热流ith1与热流ith2不同，由此能够由身体表面温度tsk及热流ith1、ith2计算深部体温tcore。

如以上进行的说明，本发明的生物数据测量装置作为基本结构构成为具备基板、搭载于基板的辐射温度计及基板温度计以及将基板支撑于相对于身体表面分离规定距离的位置上的支撑部件，由此结构简单且能够以低成本来制作。并且，基板与身体表面之间的绝热体为空气层，因此能够将基板与身体表面之间的热阻设为较大的值。

接着，参考图13（a）、图13（b）及图14a、图14b对第9实施方式所涉及的生物数据测量装置1进行说明。该生物数据测量装置1具备经由装配带200装配于胸部或腹部等的身体表面的壳体100。

壳体100由具有底板、侧板及上盖的箱体构成，在其内部，基板10以经由由绝热材料31构成的支撑部件30与底板之间产生规定的空间a的方式支撑。与上述各实施方式相同，在基板10的底面侧配置有包含辐射温度计21及基板温度计22的温度计20。

在壳体100内可以适用上述各实施方式的结构，但除此以外，在该第9实施方式中，在壳体100的上盖的外表面配置有测量周围温度的环境温度计330。环境温度计330无需特殊规格，可以使用市售品。

并且，在基板10上设置有各种信号处理电路组300。在该第9实施方式中，信号处理电路组300中包含测量心电的ecg（electrocardiogram（心电图））测量电路310、测量皮肤（体内）的电阻的作为体内电阻测量机构的gsr（galvanicskinresistance）测量电路311、gsr驱动电路312、通信电路313、控制电路314、存储电路315、电源电路316及电池317。

通信电路313包含发送部24且与外部进行通信。控制电路314中使用微型计算机、cpu及mpu等，并进行各电路的控制。存储电路315存储原始数据或计算结果等。电源电路316将电池317的电压转换为规定的电压并供给至各电路。

在装配带200上设置有与身体表面接触的两个电极211、电极212。在装配带200与壳体100之间设置有电极211、电极212；连接ecg测量电路310、gsr测量电路311及gsr驱动电路312的各电路的接触部c1、接触部c2。

接触部c1由在装配带200侧经由配线与一侧电极211连接的阳型接触件221及作为该阳型接触件221的对象侧而设置于壳体100的上盖的阴型接触件111的组合构成。

接触部c2由在装配带200侧经由配线与另一侧电极212连接的阳型接触件222及作为该阳型接触件222的对象侧而设置于壳体100的上盖的阴型接触件112的组合构成。

在该例中，在阴型接触件111、阴型接触件112上分别连接有ecg测量电路310、gsr测量电路311及gsr驱动电路312，电极211、电极212共同使用于ecg测量及gsr测量。

另外，优选，阳型接触件221、阳型接触件222中使用呈硬币型或按钮型的圆盘形状的导电性磁铁，阴型接触件111、阴型接触件112中使用以盘状形成的磁性体，但可以将阴型接触件侧设为导电性磁铁，阳型接触件侧设为磁性体，或将两者均设为导电性磁铁。

另外，将接触件称为“阳型”、“阴型”是为了便于说明的，无需一定要将阳型设为凸形状，将阴型设为凹形状，也可以将阳型接触件设为第1接触件，将阴型接触件设为第2接触件。

并且，作为变形例，如图14b所示，也能够在电极211、电极212的外侧追加两个电极213、电极214而设为4电极，并且伴随于此，还能够追加接触部c3、接触部c4。接触部c3、接触部c4可以是与接触部c1、接触部c2相同的结构。

在该情况下，在所追加的外侧的电极213、电极214中经由接触部c3、接触部c4连接gsr驱动电路312，而向电极213、电极214供给来自gsr驱动电路312的驱动电流。

关于内侧的电极211、电极212，经由接触部c1、接触部c2与ecg测量电路310及gsr测量电路311连接，并测量gsr电压，并且通过电极211、电极212同测量ecg信号。

如此，作为4电极法（4端子法），通过将4个电极211～电极214分为驱动电流供给侧的电极213、电极214及电压测量侧的电极211、电极212，能够排除电极-皮肤之间的接触电阻的影响。在gsr的绝对值重要时尤其有效。并且，在心电（ecg）的电压测量中，具有由gsr驱动而引起的干扰难以进入这一优点。

如上所述，在该第9实施方式中，具备测量心电的ecg测量电路310。因此，同测量通过包含温度计20的体温测量系统求出的深部体温tcore及心电（ecg），由此能够更准确地掌握用户的生理状态。

即，深部体温tcore相对于运动负荷或环境变动延迟反应。相反，由ecg求出的心率相对于运动负荷立即（灵敏）反应。因此，通过并用ecg测量，能够掌握运动的开始、持续及结束等。

并且，当深部体温tcore超过了规定的阈值时，也能够对用户或其管理者警告运动的中止。关于环境变动，能够通过基板温度tsub或其他温度计来掌握，从而同样也能够进行对环境的警告。如上所述，在壳体100的上盖的外表面配置有环境温度计330，因此能够将该温度测量值反映到深部体温tcore。

另外，当进行基于装配带200的壳体100对身体表面的装配时，优选在壳体底面设置硅酮等粘合膜121，以便皮肤-壳体底板之间不出现间隙，进而出汗时壳体100也不会偏离。

接着，根据图15（a）、图15（b）对第10实施方式的时间常数校正进行说明。身体表面温度tsk因皮下的热阻及热容而时间响应往往迟于基板温度tsub。这是因为，基板温度tsub依赖于周边温度，并且基板10的热容相对较小。

如图15（a）的虚线所示，因身体表面温度tsk的时间延迟而深部体温tcore中出现计算误差。通过对基板温度tsub施加规定的延迟以消除与身体表面温度tsk的延迟量之差，能够减少深部体温tcore的计算误差。

为了制作相对于基板温度tsub的延迟量tsub_d，对tsub[n-1]、tsub[n]、tsub[n+1]……这一时序数据，例如进行tsub_d[n+1]=tsub_d[n]+（tsub[n+1]-tsub_d[n]）/τsub这一计算，由此能够获得相对于基板温度tsub的延迟量tsub_d。

上述时序数据中，当每隔1秒存在数据时，作为一例，通过将τsub设定为50左右，能够对基板温度tsub赋予时间常数为50秒左右的延迟。

体内热阻rthbody与τsub存在相关关系，因此预先制作其相关关系表，从而也能够根据体内热阻rthbody的值选择τsub。并且，在开始装配时等有时会出现过冲（参考图15（a）的虚线），但也能够存储该过冲的形状并消除过冲。

接着，作为第11实施方式，根据图16a至图16d对由装配时的瞬态响应求出体内热阻rthbody的方法进行说明。根据该方法，在shf（singleheatflux）法中，求出深部体温的绝对值。

在开始装配生物数据测量装置1之后，热流ith从较大值逐渐变化为较小的值。参考图16a，由该期间的时间（时刻）a、b时的两个热流ith求出未知数即体内热阻rthbody。

首先，为了记录装配时的瞬态响应，从装配之前开始记录数据。体内热阻rthbody的初始值设为临时值，但因设定为相对较大值而出现上述过冲。按该每一过冲设定作为第1时刻的时间a。由此，能够避免装配初始的不稳定的期间。

作为第2时刻的时间b，设为自时间a经过了数分钟的时间，优选设为5～10分钟左右。若短于这个时间，则自时间a起的变化较少且容易产生误差。并且，若长于这个时间，则有时用户的体温发生变化，因此不优选。

一并参考图16b的流程图，并根据临时设定的体内热阻rthbody的值，计算时间（时刻）a时的深部体温tcorea及时间（时刻）b时的深部体温tcoreb，并比较tcorea与tcoreb。

其结果，当为tcorea＜tcoreb时，增大体内热阻rthbody的值，当为tcorea＞tcoreb时，减少体内热阻rthbody的值，而再度计算深部体温tcore。

当tcorea-tcoreb的绝对值|tcorea-tcoreb|落在判定值以下时，作为体内热阻rthbody的值，采用此时的值，并结束rthbody的增减，最终计算深部体温tcore。

关于体内热阻rthbody的增大、减少，能够使用将增大、减少的变化量逐渐折半的折半检索法。另外，当找不到答案时，也能够对用户命令重新装配以使之正确。或者，也能够使用上次求出的值。腹部或后背中等，按部位存储体内热阻rthbody，并按部位进行平均，由此能够更提高精确度。

并且，代替tcorea与tcoreb的比较，在去除过冲的基础上，还能够使用区间a～b之间的深部体温tcore的微分波形，由区间a～b之间的多个点来判定深部体温tcore的斜率。

参考图16c、图16d，并且数学上也能够由基板温度tsub及身体表面温度tsk的斜率直接决定体内热阻rthbody。

即，将由时刻a的基板温度tsuba与时刻b的基板温度tsubb的差分求出的基板温度tsub的斜率设为a，相同地，将由时刻a的身体表面温度tska与时刻b的基板温度tskb的差分求出的身体表面温度tsk的斜率设为b，求出深部体温tcore的斜率成为零的状态即可，由体内热阻rthbody或空气层的热阻rthair的定义明确可知，rthbody/rthair=b/（a-b）成为深部体温tcore的斜率变零的条件。

空气层a的热阻rthair为已知，且基板温度tsub及身体表面温度tsk的斜率a、斜率b如上述那样由时刻a、时刻b的各温度求出，由此能够将体内热阻rthbody根据rthbody=rthair×b/（a-b）而成的式直接求出。

另外，基板温度tsub及身体表面温度tsk的各斜率a、斜率b分别进行微分即可求出，因此使用斜率即微分值也能够直接求出rthbody/rthair的值。空气层的热阻rthair通过校正便可知道，因此可求出未知数即体内热阻rthbody。

在以使前述的tcorea-tcoreb的绝对值在规定的判定值内的方式求出rthbody的值的方法中，还包含没有这种重复计算而直接求出rthbody的方法。

在dhf法中，相对于使用空间上分离的部位上所测量的两个热流求出深部体温tcore，根据第11实施方式所涉及的发明，是shf法，并且能够由在同一部位上在时间上分离的时刻a、时刻b的热流求出深部体温tcore的绝对值。

如此，同一部位并且通过相同的温度计，在时间上分离的时刻a、时刻b测量两个热流，因此不会受到由部位而引起的偏差或温度计的偏差的影响。而且，与dhf法或zhf法相比，能够小型化，从而能够大幅降低耗电量。

但是，需要以深部体温tcore没有变化为前提，并且时刻a的热流与时刻b的热流不同。而且，需要环境温度以不会改变深部体温tcore的速度发生变化的时刻执行。

第11实施方式所涉及的发明的测量对象并不限定于生物，也能够适用于在深部具有热源的结构体例如电子电气设备、空调设备、烹饪器具、机械设备、输送设备、建筑物、地质勘查等。并且，当配带于生物时，也能够在衣服、鞋、帽子、手套、耳套及眼镜等的部分中安装使用。

因此，在本发明中，将从深部到表面具有第1热阻的物体设为被测量对象，并且还包含测量装置，该测量装置具备：配置于上述被测量对象的表面且具有第2热阻的绝热体；测量通过上述绝热体隔开的第1温度、第2温度的机构；由在第1时刻a测量的上述第1温度、第2温度及从第1时刻a经过了规定时间的第2时刻b测量的上述第1温度计、第2温度计算上述第1热阻的机构；及由上述第1热阻、第2热阻及上述第1温度计、第2温度计算上述被测量对象的深部的温度的机构。

对被测量对象为生物的情况而言，第1热阻相当于体内热阻rthbody，具有第2热阻的绝热体相当于具有空气热阻rthair的空气层，第1温度、第2温度相当于身体表面温度tsk、基板温度tsub。

接着，作为第12实施方式，根据图17（a）、图17（b）对使用了加热器等加热体的求出体内热阻rthbody的方法进行说明。

在该实施方式中，通过使壳体温度上升至深部体温tcore而暂时制作出zhf（zeroheatflux）的状态，以此为基础计算体内热阻rthbody。

若基板温度tsub及身体表面温度tsk与实际的深部体温tcore一致，则热流ith不会流动（zhf状态）。通过基板温度tsub与身体表面温度tsk成为相同的温度，能够掌握zhf状态。以使该一致的温度成为一致之前或之后的深部体温tcore计算的答案的方式，对体内热阻rthbody进行倒算。

具体而言，通过在壳体100（参考图13）上放置加热器或取暖袋等加热体而壳体温度tcase上升。作为加热体，可以将手或手臂放置于壳体100上。另外，在基于该加热体的校正期间，若用户的真正的深部体温发生变动，则造成误差，因此优选预先提醒用户，以便在安静时进行。

优选将基于该加热体的校正的接收按钮等设置于壳体100的任意位置而接收来自用户的命令，但不是来自用户的命令，而是系统自动地驱动设置于壳体100的加热体而进行校正，也包含于校正接收的概念。根据需要，也可以设为命令用户将加热体放置于壳体上的方式。

通过加热体而壳体温度tcase上升（图17（a）的时间a～b）。若通过该加热而壳体温度tcase超过规定的温度tth，则命令用户从壳体100拿开加热体。也可以设为自动停止加热。代替壳体温度tcase，例如也可以采用基板温度tsub或身体表面温度tsk。

与上述第11实施方式相同，重复时刻a、时刻b的深部体温tcorea、tcoreb的计算及判定，求出最佳的体内热阻rthbody。也能够使用温度下降的时刻b、时刻c的数据。

而且，还包含使用时刻a～c为止的所有测量点，并通过各种方法判定深部体温tcore的上凸及下凸的形状（例如，使用tcore的微分波形等）。并且，作为另一方式，代替加热体，也能够使用冷却体。

接着，作为第13实施方式，根据图18（a）、图18（b）对由环境温度的变化求出体内热阻rthbody的方法进行说明。

本发明人等，通过实验确认到在平常使用时，若体内热阻rthbody的值中存在偏差，则深部体温tcore的计算值中产生较多的不连续点。这是因为，若体内热阻rthbody中存在偏差，则即便真正的深部体温tcore为恒定（实验中为了验证而同时观测直肠温度），深部体温tcore的计算值仍发生变动。

该变动在存在体内热阻rthbody的偏差及环境温度的变化时产生。在实际运用中，不清楚真正的深部体温tcore是否为恒定，但在认为深部体温tcore的变化较少的期间，例如当检测到快到无法改变深部体温tcore程度的环境温度变化（数分钟以内的变化）时，进行如前述那样的时间（时刻）a、b求出体内热阻rthbody的计算。

当用户进行运动时，有时会出现急剧地体温变化，因此当心率为阈值以下时，如图18（b）所示，优选执行求出体内热阻rthbody的步骤。

关于时间（时刻）a、b时求出体内热阻rthbody的计算，如图18（a）的点线所示，还能够进行观测时间a、时刻b时的深部体温tcore的微分波形的步骤。

即使在真正的深部体温tcore缓慢变化的情况下，只要使用微分波形，则缓慢的变化仅成为偏移量，因此能够轻松地判定来自偏移量的变化。微分波形可以使用2阶微分以上的高阶微分。

例如，在较长为一天的装配时间中的较大的环境温度变化的时刻，进行这种体内热阻rthbody的计算，并由多个体内热阻rthbody进行与其可信度相应的计算，由此进行更准确的体内热阻rthbody的决定。

接着，作为第14实施方式，根据图19a对要求用户输入从体内深部至表皮的距离即body_d的方法进行说明。

在该第14实施方式中，作为通过上述第11实施方式（由装配时的瞬态响应求出体内热阻rthbody的方法）无法获得适当值的体内热阻rthbody时的代替方案，要求用户输入从体内深部至表皮（身体表面）的距离即体内深部距离body_d。

体内热阻rthbody能够由体内深部距离body_d×从体内深部至表皮的热阻系数来求出。作为用户得知体内深部距离body_d的方法，除了使用gsr的方法以外，还能够要求输入身高及体重，并根据测量部位及统计数据求出临时体内热阻rthbody。如上所述，体内热阻rthbody能够在测量中适当且更准确地进行更新。

并且，作为其他方法，代替要求用户输入体内深部距离body_d，也能够以深部体温tcore成为所接收的体温的方式，接收安静时的体温的输入，并根据测量初始所获得的基板温度tsub及身体表面温度tsk，对体内热阻rthbody进行倒算。

直肠的安静时体温为37℃±0.2℃且个体差别较少。腹部相对于该直肠温度在±0.5℃左右的范围内，由此作为无法获得输入时的初始值也能够使用37℃左右的值。

接着，作为第15实施方式，根据图19b对基于加速度的姿势校正进行说明。另外，如后述，该生物数据测量装置1具备加速度计（加速度传感器）。

上述体内深部距离body_d有时因用户的姿势（例如站姿及睡姿）而发生变化，因此能够使用通过加速度计获得的加速度的值，减轻姿势的影响。

将az设为相对于用户的身体表面垂直方向的加速度（坐姿或站姿时az=0，仰卧时az=1g（g为重力加速度）），由body_d2=body_d-a×az求出从体内深部至身体表面的得到校正的体内深部距离body_d2。a为系数，通过实验等求出。

使用该得到校正的体内深部距离body_d2进行体内热阻rthbody的计算，并计算深部体温tcore。而且，有时壳体100内的空气层a的对流根据相对于重力加速度的朝向发生变化而改变空气层a的导热系数，从而有时该变化量成为问题。在该情况下，相同地，使用az等加速度对空气层a的厚度或热阻进行校正，这也包含于本发明。

此外，壳体100内的空气层a因大气压、湿度等环境条件而稍微发生变化，因此能够根据设为目标的体温测量精确度，并使用同时测量的大气压或湿度来进行校正。

该生物数据测量装置1能够使用热板或恒温槽等来进行校正。将热板当作皮肤，并在热板上载置辐射温度计21，用恒温槽改变环境温度。由该校正求出空气层的热阻。

另外，本发明中所使用的算法由搭载于生物数据测量装置1的控制电路314执行，也能够由云端上的服务器执行。

接着，作为第16实施方式，参考图20～图22对搭载于该生物数据测量装置1的ecg测量电路310、gsr测量电路311及gsr驱动电路312进行说明。

ecg测量电路310及gsr驱动电路312分别具备低通滤波器（lpf），gsr测量电路311具有高通滤波器（hpf），作为截止频率，设定为fecg、lpf＜fgsr、hpf≈fgsr、lpf。

gsr测量电路311还具备进行fs的欠采样的a/d转换器、使|fc-n·fs|（n为整数）通过的带通滤波器（bpf）及t=1/|fc-n·fs|的积分器。

该生物数据测量装置1装配于皮肤（身体表面）并经长时间进行深部体温tcore等的测量，由此需要将该发热减少为极小，并且对于缩减耗电量需要与目前为止不同的途径。作为其庞大的构架，使用了无源元件的低功率化、将采样频率降低至极限的较少的计算量来进行信号处理。

ecg测量电路310中的ecg的信号频率为数hz至数十hz，作为fecg、lpf，例如设为数十hz～数百hz，以便该信号频率通过。lpf去除设定于高频侧的gsr驱动信号。ecg信号为100hz以下且具有相等较宽的带宽，因此adc进行奈奎斯特采样，该采样频率设定为数十hz～数百hz。

gsr驱动电路312的gsr驱动频率fc避开ecg的信号频率而设定为数百hz～数十khz。作为fgsr、hpf，例如设定为数百hz～数十khz，以去除1/f干扰或热干扰。

在gsr的采样中，adc进行欠采样动作而作为采样频率fs例如设定为1khz左右。采样频率相对较高，但在特定的时窗下进行间歇动作，以减少耗电量。作为特定的时窗，设定为避开了ecg的主要峰值时刻即r波的周边的时窗，由此能够不对r波的时间间隔的测量施加影响。

通过欠采样，gsr信号以|fc-n·fs|（n为整数）的频率出现。例如，若将fs设为1024hz，将fc设为5028hz，则gsr信号以32hz出现。作为数字bpf，设为使该32hz通过的较窄的带宽，由此去除1/f干扰、热干扰及量化干扰。

而且，通过对信号的power（信号的平方）以m/32sec的时间来进行积分，例如m=1时，32hz上出现最初的零点。通过将gsr驱动的载波频率设定成与该零点的频率匹配，以极少的计算量来去除载波成分，从而能够提取皮肤电阻的变化即振幅信息。

当求出从体内深部至表皮（身体表面）的体内深部距离body_d时，有时需要gsr的相位信息。若gsr的驱动信号通过皮下脂肪，则引起某一特定的相位位移，通过观察该相位位移处的振幅，能够推测皮下脂肪的厚度。若要观察gsr驱动信号的特定相位时的振幅，则通过从gsr驱动信号的某一特定相位开始上述积分的起始点，能够简单地提取特定相位的振幅。

gsr驱动频率fc设定为数百hz～数十khz。与此相结合，gsr驱动电路312的lpf的截止频率fgsr、lpf设定为数百hz～数十khz，以使gsr驱动频率fc通过，且使高频衰减。

接着，参考图23及图24对本发明的第17实施方式进行说明。在先前的第9实施方式中，当将生物数据测量装置1装配于生物时，将该壳体100用装配带200来按压在身体表面上，但在该第17实施方式中，将壳体100载置于装配带200后装配于生物。

在该第17实施方式中，采用4电极法，如图24所示，在装配带200与身体表面接触的面（背面）设置有4个电极211、电极212、电极213、电极214。在装配带200的背面中，除了电极211、电极212、电极213、电极214以外的部分被电气绝缘片230覆盖。

参考图14b，内侧的两个电极211、电极212经由接触部c1、接触部c2与ecg测量电路310及gsr测量电路311连接，外侧的两个电极213、电极214经由接触部c3、接触部c4与gsr驱动电路312连接。

在装配带200的表面（图24中，纸面的背面侧）设置有成为接触部c1、接触部c2、接触部c3、接触部c4的一侧接触件的阳型接触件221、阳型接触件222、阳型接触件223、阳型接触件224。

电极211经由布线配线211a与阳型接触件221连接，电极212经由布线配线212a与阳型接触件222连接，电极213经由布线配线213a与阳型接触件223连接，电极214经由布线配线214a与阳型接触件224。

如图23（a）所示，在该第17实施方式中，壳体100的底面开放。在壳体100内除了基板10以外，还设置有壳体/装配带连接基板131。

虽然不详细图示，但在基板10上搭载有包含辐射温度计21的体温计、发送部24及先前说明的信号处理电路组300等。

壳体/装配带连接基板131配置于比基板10更靠底面侧，且在其中央部分具有用于确保辐射温度计21的视角及空气层a的开口部。另外，基板10及壳体/装配带连接基板131经由由绝热材料构成的圆筒状的支撑部件30设置于壳体100内。并且，根据该第17实施方式，在壳体100的上盖内面设置有壳体温度计331。

一并参考图23（b），在壳体/装配带连接基板131的底面四角设置有将装配带200侧的阳型接触件221～阳型接触件224设为对象侧的构成接触部c1～接触部c4的阴型接触件111～阴型接触件114。这些阴型接触件111～阴型接触件114经由配线与搭载于基板10上的ecg测量电路310、gsr测量电路311、gsr驱动电路312等连接。

在该第17实施方式中，阳型接触件221～阳型接触件224及阴型接触件111～阴型接触件114中均使用导电性磁铁，并通过单触片式能够进行电/机械连接。

壳体100载置于装配带200的表面侧，由此辐射温度计21测量装配带200的表面温度，因此在该第17实施方式中，皮肤的热阻rth加以装配带200的热阻rth来计算深部体温tcore。

辐射温度计21测量温度的装配带表面优选使用红外线辐射率接近1的材料。作为另一例，也可以去掉相对于辐射温度计21的立体角的部分的装配带而直接测量身体表面温度。

接着，作为本发明的第18实施方式，参考图25（a）～图25（c）对可分解的钩部来连结生物数据测量装置1的壳体100与装配带200用的方式进行说明。

在该第18实施方式中，将在上述第17实施方式中通过接触部c1～接触部c4电/机械连接壳体100与装配带200的部位代替为钩部f1～钩部f4。如图25（c）中例示，在钩部f1～钩部f4中可以使用具有开口部的阴型构件141与钩形阳型构件241的组合。

因此，在该第18实施方式中，将壳体/装配带连接基板131设为从壳体100露出的大小，并在其四角设置钩部f1～钩部f4的阴型构件141。相对于此，在装配带200侧设置钩部f1～钩部f4的阳型构件241。

阴型构件141及阳型构件241均由导电材料构成，通过将阳型构件241挂在阴型构件141上，进行电/机械连接。也可以阳型构件241设置于壳体100侧，阴型构件141设置于装配带200侧。

钩部f1～钩部f4的位置分别与上述第17实施方式中的接触部c1～接触部c4对应，内侧的两个电极211、电极212经由钩部f1、钩部f2与ecg测量电路310及gsr测量电路311连接，外侧的两个电极213、电极214经由钩部f3、钩部f4与gsr驱动电路312连接。

该第18实施方式为4电极法，因此将钩部设为左右2对，但当为2电极法时，将钩部设为左右1对即可。不管如何，根据该第18实施方式，均能够对装配带200简单地安装或拆卸壳体100，从而在对内置电池进行充电或选择装配带时等极为便利。

接着，作为本发明的第19实施方式，根据图26对将生物数据测量装置1搭载于1片基板10上的方式进行说明。

如先前进行的说明，在该生物数据测量装置1中作为信号处理电路组300包含ecg测量电路310、gsr测量电路311、gsr驱动电路312、通信电路313、控制电路314及存储电路315，但在该第19实施方式中，这些各电路被模块化后搭载于基板10上。

作为模块，能够使用sip（systeminpackage（系统级封装））。能够将天线（发送部24）或通信芯片或微处理器（mpu）芯片或存储器芯片等封装在一个模块内。

该第19实施方式在基板10上还具备加速度计321、湿度计322、话筒323及气压表324。另外，在基板10的背面侧配置有作为热流计的辐射温度计21。

话筒323能够使用于胸部或腹部的听诊。并且，也能够通过话筒323收取环境音来判定步行、交通工具、工作、会议、用餐、卫生间、睡眠等的情景。并且，也可以使用话筒323输入语音指令。

通过该生物数据测量装置1采集的生物数据发送至移动终端b，并且能够通过搭载于移动终端b的cpu来进行处理。而且，也能够从移动终端b向服务器c发送数据，通过服务器c进行处理，并将该处理结果显示于移动终端b的画面。

为了根据处理结果改变生物数据获取条件，也能够向生物数据测量装置1发送控制指令。不仅显示于画面，还能够用语音朗读生命体征。

例如，当用户通过移动终端b的话筒命令了每隔0.5℃的深部体温的朗读时，数据的次序如下。

指令信息的次序：移动终端b中的语音识别→服务器c中的指令的接收/应答→移动终端b中的应答的朗读。

数据的次序：基于辐射温度计的热流数据→移动终端中的深部体温tcore计算→服务器c中的0.5℃变化的判定/条件符合时朗读数据的发送→移动终端b中的数据的朗读。

而且，也能够在新陈代谢症候群对策中使用本发明。根据本发明，能够自动求出未知数即从体内深部至表皮的距离body_d，因此能够对用户表示基于运动的皮下脂肪的减少。

此外，也能够由体内深部的温度上升、心率及加速度等表示基于有氧运动的热消耗，从而能够提高运动效果。

也能够在各种生物反馈疗法（自律训练法、正念法、呼吸法等）中使用本发明。能够将本传感器（生物数据测量装置）装配于包括手脚的多处而从末梢深部体温掌握血管扩张的状态，或从心电信号的波动掌握自神经的状态，进而从心电信号的振幅测量呼吸数并对用户进行可视化而提高该生物反馈疗法的效果。这些能够使终端与云端联动而进行数据的处理、积存、引用、共享及基于ai的解释等。

在上述第19实施方式中，将搭载组件的基板10设为1片基板，但如图27所示，作为本发明的第20实施方式，也能够将生物数据测量装置隔开搭载于第1基板10a、第2基板10b这2片基板上。

基板10a、基板10b均为刚性基板，在该第20实施方式中，在一侧第1基板10a上主要搭载有被模块化的信号处理电路组300、加速度计321、湿度计322、话筒323及气压表324，在另一侧第2基板10b上搭载有电源电路316及电池317。

基板10a、基板10b优选具有10mm见方左右的面积，且以能够追随生物的弯曲的方式通过柔性基板10c连结。在该实施方式中，在基板10a、基板10b这两者搭载有作为热流计的辐射温度计21，为了减少这些热流计的热的干扰起见，柔性基板10c优选热阻较大的基板。

接着，参考图28a～图28e对生物数据测量装置1的壳体100与装配带200的电/机械接触部的若干结构例进行说明。另外，在以下说明中，将壳体100侧的接触部设为第1接触件110，将装配带200侧的接触部设为第2接触件220。

首先，在图28a的第1例中，将壳体100侧的第1接触件110及装配带200侧的第2接触件220均设为导电性磁铁。导电性磁铁通常为硬币型或按钮型的圆盘形状，但也可以是方形。当彼此为磁铁时，具有磁铁的中心位置自动对齐的（一致的）优点。

在装配带200侧，第2接触件220的导电性磁铁与由导电图案构成的电极210（211～214）通过导电性粘合剂进行电/机械连接。导电图案通过使用以银（ag）或氯化银（agcl）为主成分的材料，能够减少与皮肤的接触电位。

接着，在图28b的第2例中，将壳体100侧的第1接触件110设为导电性磁铁，将装配带200侧的第2接触件220设为铁等具有磁性的磁性体。在该情况下，可以在第2接触件220中设置嵌合第1接触件110的凹部220a。

在第2接触件220的磁性体与由导电图案构成的电极210的电/机械连接中，与上述第1例相同，可以使用导电性粘合剂。作为另一方式，也能够对第2接触件220的磁性体实施镀银，并在与电极210的导电图案的ag之间进行ag·ag间的热熔合。

关于图28c的第3例，在上述第1例的变形例中，通过导电图案形成电极210之后，将用作第2接触件220的导电性磁铁通过门形状铆接针220b进行固定。进行铆接之后盖住电气绝缘片230。

关于图28d的第4例，在上述第2例的变形例中，在用作第2接触件220的磁性体本身形成铆接脚220c，将该铆接脚220c陷入于电极210并进行固定。在该情况下，进行铆接之后也盖住电气绝缘片230。

关于图28e的第5例，在位于装配带200的背面的电极210的上方（图28e为电极210的下方）配置作为第2接触件220的导电性磁铁，从装配带200的表面侧打入门形状铆接配件220d并将导电性磁铁固定于电极210。

根据该第5例，如上述第9实施方式的图13a所示，生物数据测量装置1的壳体100配置于装配带200的背面侧，且装配成通过装配带200按压在身体表面上。

以上，通过上述各实施方式对本发明进行了说明，但本发明并不限定于此，通过上述各实施方式导出的技术或类似物等也包含于本发明。