JP2008167868A - 生体情報測定機 - Google Patents

Abstract

【課題】高精度で測定することができるとともに、消費電力を低減することができる。
【解決手段】光を所定の発光時間間隔で生体に照射する発光素子１と、この発光素子１によって照射される光の発光時間間隔を制御する発光制御部８と、発光素子１によって生体に照射されてその生体の透過光または反射光の光強度に対応した信号を出力する受光素子２と、受光素子２の出力信号に基づいて、生体の動脈血に関する脈波信号を検出して、検出された脈波信号から得られる脈波情報に基づいて発光時間間隔を新たに設定し、新たに設定された発光時間間隔で発光素子１を制御するように発光制御部８に制御信号を出力し、その後に受光素子２の出力信号に基づいて脈波信号を検出して、検出された脈波信号に基づいて生体情報を求めるＣＰＵ６とを有する。
【選択図】図３

Description

本発明は、生体に光を照射し、その反射光または透過光に基づいて生体の動脈血に関する脈波情報を算出して、生体情報を測定する生体情報測定機に関する。

血液中の酸素飽和度、脈拍、血圧等の生体情報を測定する酸素飽和度測定機、脈拍計、血圧計等の生体情報測定機では、通常、発光素子から一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで光が間欠的に照射され、間欠的に照射される光の生体での反射光または透過光を受光部にて受光するようになっている。受光部では、受光された光の強度に対応した信号を出力し、その出力信号に基づいて、動脈血の脈波の波形形状である脈波信号を検出する。そして、検出された脈波信号から脈波情報を検出し、その脈波情報に基づいて、酸素飽和度、脈拍、血圧等の各種生体情報を測定するようになっている。

血液中には、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンが含まれており、動脈血管内のヘモグロビンの量は、動脈血管の脈動に応じて変化する。生体における反射光または透過光の光強度も、ヘモグロビンの量の変化に応じて変化する。このようなヘモグロビンの量の変化は、生体における反射光または透過光の光強度におけるＡＣ成分として現れ、このＡＣ成分を脈波信号と呼ぶ。

全ヘモグロビン中の酸化ヘモグロビンの割合が酸素飽和度となる。生体情報測定機の一種である酸素飽和度測定機では、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光特性の違いを利用して酸素飽和度を測定している。血液中のヘモグロビンは、赤色光および近赤外光を吸収することが知られており、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとでは、光の波長によって光の吸光度が異なることも知られている。酸化ヘモグロビンは、赤色光の吸収量が少なく、赤外光の吸収量が多くなるという光学的性質を有している。これに対して、還元ヘモグロビンは、赤色光の吸収量が多く、赤外光の吸収量が少ないという光学的性質を有している。

酸素飽和度測定機では、赤色光および近赤外光という異なる２種類の波長の光を一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射し、生体において透過または反射された光を受光部で受光する。受光部は、受光された各波長の光の強度に対応した信号をそれぞれ出力し、その出力信号に基づいて、動脈血の脈波信号を測定し、測定された脈波信号から、所定の差分時間間隔Δｔ_ｄ（通常、発光時間間隔Δｔ_ｅのｋ倍、但し、ｋは正の整数）における光強度の差分値に基づいて、動脈血管中の酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの割合を求める。全ヘモグロビン中の酸化ヘモグロビンの割合が酸素飽和度となる。

また、脈拍計では、生体に対する反射光または透過光の光強度の時間変化を利用しており、測定された脈波信号をフーリエ変換することにより、脈波信号の周波数成分が解析され、その解析結果に基づいて脈拍数が測定される。

酸素飽和度測定機において、発光時間間隔Δｔ_ｅで発光された各波長の光強度に基づいて得られた脈波信号から、所定の差分時間間隔Δｔ_ｄにおける光強度の差分値を検出する場合、脈拍数が少なくて脈動の間隔が長くなると、光強度の差分値は小さくなる。そのため、例えば特許文献１（特開２００３−１５３８８２号公報）には、差分時間間隔Δｔ_ｄを動脈血の脈拍数に基づいて調整する構成が開示されている。このような構成により、脈拍数に基づいて光強度の差分値を測定するための差分時間間隔Δｔ_ｄを適切に設定することができ、光強度の差分値を高精度で測定することができる。
特開２００３−１５３８８２号公報

常時測定用として、あるいは携帯用として用いられる生体情報測定機の多くは、電池を電源として駆動されており、このような電池を電源とする生体情報測定機では、低消費電力であることが望ましい。しかし、生体に照射される光を発光させるためには電力を必要とし、発光回数が多くなると消費電力が増加することになる。このために、電池を電源とする生体情報測定機では、発光回数を減少させることが望ましく、従って、発光時間間隔を長くすることが、消費電力を低減するためには好ましい。

特許文献１に開示された血液成分測定装置では、脈拍数に基づいて差分時間間隔が脈拍数に基づいて所定値に設定されており、脈波信号を得るために発光される光の発光時間間隔は一定になっており、従って、発光回数自体は変化せず、消費電力を低減することはできない
他方、消費電力を低減するという理由から、発光回数を減少させるために発光時間間隔を長くすると、脈波信号を得るためのサンプリング数が減少し、微小時間における脈波の変化を測定することができず、脈波形状を正確にトレースした脈波信号を得ることができないおそれがある。このように、脈波信号を得るためのサンプリング数が減少すると、測定精度が低下することから、脈波信号を高精度で測定するためには、発光時間間隔を短くすることが望ましい。

また、生体情報測定機による実際の測定において、脈波形状には個人差があり、また、同一人物でも体調によって測定される脈波信号の脈波形状が異なる場合がある。脈拍数が少ない場合（動脈血の脈動の周期が長い場合）、脈波信号の脈波形状における振幅が小さい場合等には、一定の差分時間間隔Δｔ_ｄに対する光強度の差分値は小さくなり、光強度の差分値に関するＳ／Ｎ（ｓｉｇｎａｌ ｔｏ ｎｏｉｓｅ）比が低下する。その結果、生体である被測定者の体調によって測定精度が異なるものとなり、高精度での測定結果を常時得ることができないおそれがある。

本発明は、上記従来の問題を解決するものであり、血液成分情報を含む光信号の測定精度を低下させることなく、生体である被測定者の脈波状態に応じて発光タイミングを調整することができ、しかも、消費電力を低減することができる生体情報測定機を提供することを目的とする。

本発明の生体情報測定機は、光を所定の発光時間間隔で生体に照射する発光手段と、該発光手段によって照射される光の前記発光時間間隔を制御する発光制御手段と、前記発光手段によって生体に照射されて該生体の透過光または反射光の光強度に対応した信号を出力する受光手段と、前記発光制御手段により前記発光手段を第１の発光時間間隔で発光させたときに、前記受光手段から得られる第１の脈波信号に基づいて第２の発光時間間隔を設定し、前記発光制御手段により前記発光手段を第２の発光時間間隔で発光させたときに、前記受光手段から得られる第２の脈波信号に基づいて生体情報を求める演算を行なう演算制御手段と、を有し、そのことにより上記目的が達成される。

前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における脈波当りの時間間隔から脈拍数を算出し、算出された脈拍数に対して脈拍数が多いほど前記第２の発光時間間隔が短くなるように設定してもよい。

前記演算制御手段は、

但し、Δｔ_ｅは発光時間間隔、ｎは１回の脈動により得られる脈波信号のサンプリング数、Ｐは求められた脈拍数
という関係式に基づいて前記第２の発光時間間隔を設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における脈波の振幅情報を算出し、算出された脈波の振幅が大きいほど前記第２の発光時間間隔が短くなるように設定してもよい。

前記第２の発光時間間隔は、

但し、Δｔ_ｅは発光時間間隔、ｌは正の定数、Ａは求められた前記脈波信号の振幅
という関係式に基づいて設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における各脈動毎に所定の差分時間間隔で光強度の差分値の絶対値を算出し、算出された差分値の絶対値の最大値に基づいて前記各脈動毎に前記第２の発光時間間隔を設定してもよい。

前記第２の発光時間間隔は、

但し、Δｔ_ｅは発光時間間隔、ａは正の定数、│ΔＡ│は前記差分値の絶対値の最大値
という関係式に基づいて設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における脈波波形の微分値を算出して、算出された微分値に基づいて前記第２の発光時間間隔を設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記微分値が所定の閾値よりも大きい区間、または所定の閾値よりも小さい区間において、その区間内における前記第２の発光時間間隔を、前記微分値と前記閾値との差に基づいて新たに設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記微分値と前記閾値との差が大きくなるほど前記第２の発光時間間隔を小さく設定してもよい。

前記所定の閾値が０であってもよい。

前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における各脈動の脈波波形の最大値および最小値と、連続する脈動の脈波間隔とをそれぞれ算出し、算出された前記最大値および最小値と前記脈波間隔とに基づいて前記第２の発光時間間隔を設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記最大値および最小値と前記脈波間隔とに基づいて前記各脈動の脈波波形における最大値付近の区域および最小値付近の区域とをそれぞれ検出して、検出された最大値付近の区域および最小値付近の区域とそれら以外の区域とにおいて前記第２の発光時間間隔を異ならせて設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記各脈動の脈波波形における最大値付近の区域および最小値付近の区域における前記第２の発光時間間隔を、前記最大値付近の区域および最小値付近の区域以外の区域における前記第２の発光時間間隔よりも短く設定してもよい。

前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における前記各脈動毎に前記最大値および最小値と前記脈波間隔とを保存する保存手段をさらに備え、ｎ＋１番目の脈動における最大値付近の区域を、ｎ番目の脈動における前記最大値と、ｎ＋１番目の脈動とｎ番目の脈動との脈波間隔とに基づいて算出し、ｎ＋１番目の脈動における最小値付近の区域を、ｎ番目の脈動における前記最小値と、ｎ＋１番目の脈動とｎ番目の脈動との前記脈波間隔とに基づいて算出してもよい。

前記発光手段は、２種類の異なる波長の光を前記第２の時間間隔で照射し、前記演算制御手段は、前記第２の脈波信号に基づいて、前記生体の血液中の酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの割合を算出して血液中の酸素飽和度を求めてもよい。

前記発光手段は、赤色光と近赤外光とを照射してもよい。

前記演算制御手段は、前記第２の発光時間間隔に基づいて測定された前記第２の脈波信号において、差分時間間隔Δｔ_ｄにおける赤色光と近赤外光の差分値の比φを、

但し、Δｔ_ｄは差分時間間隔、ＲＥＤ（ｔ）は時間ｔにおける赤色光の光強度、ＩＲ（ｔ）は時間ｔにおける近赤外光の光強度
という関係式によって求めて、該差分値の比φから前記酸素飽和度を算出してもよい。

前記演算制御手段は、前記第２の発光時間間隔に基づいて測定された前記第２の脈波信号において、赤色光と近赤外光の差分値の比φを、

但し、ＡＣ（ＲＥＤ）は赤色光の振幅、ＤＣ（ＲＥＤ）は赤色光のＤＣ成分、ＡＣ（ＩＲ）は近赤外光の振幅、ＤＣ（ＩＲ）は近赤外光のＤＣ成分
という関係式によって算出して、該差分値の比φから前記酸素飽和度を求めてもよい。

本発明の生体情報測定機では、生体である被測定者が代わった場合、被測定者の体調の変化等によって、脈拍数、脈拍振幅等が変動しても、脈波信号を高精度で測定することができ、しかも、消費電力を低減させることもできる。

以下に、本発明の生体情報測定機を酸素飽和度測定機に適用した実施形態について、図面を参照して説明する。

＜実施形態１＞
本実施形態１では、生体情報測定機として、血中酸素飽和度を測定する酸素飽和度測定機について説明する。

まず、酸素飽和度測定機の測定原理について説明する。

生体に光が照射された場合における被照射部分での吸光度の経時変化を図１に示す。図１に示すように、生体の吸光度には、動脈内の血液（動脈血）による吸光成分、静脈内の血液（静脈血）による吸光成分および生体組織による吸光成分が含まれている。静脈内の血液および生体組織は脈動しないために吸光度が一定であるのに対して、動脈内の血液は心拍に同期した脈動によって吸光度が変化する。従って、吸光度におけるＡＣ成分は、動脈の脈動に関する情報を含んでいる。

血液中には、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンが含まれており、全ヘモグロビン中の酸化ヘモグロビンの割合が酸素飽和度となる。図２は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光度を示すグラフである。図２において、縦軸は吸光度、横軸は波長を示している。例えば、赤色光である波長６５０ｎｍの光（以下、赤色光とする）は、還元ヘモグロビンの吸光度が大きく、近赤外光である波長９４０ｎｍの光（以下、近赤外光とする）は、酸化ヘモグロビンの吸光度が大きい。波長によって吸光度が違うことから、図１に示すＡＣ成分の変化量も波長によって異なる。血中酸素飽和度は、波長によるＡＣ成分の変化量の違いを利用して測定される。

図３は、本実施形態の酸素飽和度測定機の構成を示すブロック図である。図３において、酸素飽和度測定機１０には、生体に光を照射する発光手段としての発光素子１と、この発光素子１から生体に照射された光の反射光または透過光を受光する受光手段としての受光素子２とを有している。発光素子１は、ＬＥＤなどによって構成されており、発光制御部８によって所定の時間間隔で間欠的に所定波長の光を点灯（パルス点灯）するように制御される。発光素子１は、赤色光と近赤外光とを時分割でパルス点灯する。

受光素子２は、受光された光の強度に対応した電流を、電流・電圧変換部３に出力する。電流・電圧変換部３は、受光素子２から出力された電流を電圧に変換して増幅器４に出力し、増幅器４にて最適な電圧値に増幅される。増幅器４の出力は、Ａ／Ｄ変換部５に与えられ、Ａ／Ｄ変換部５によってデジタル信号に変換された後に、ＣＰＵ６に出力される。ＣＰＵ６は、演算部６ａおよび制御部６ｂを有している。ＣＰＵ６内の演算部６ａでは、入力されたデジタル信号に基づいて、脈拍数等の脈波情報および酸素飽和度を算出する。ＣＰＵ６内の制御部６ｂは、演算部６ａにて算出された脈波情報に基づいて、発光素子１の発光を制御するための所定の制御信号をＤ／Ａ変換部７に出力する。Ｄ／Ａ変換部７は、制御部６ｂから出力されたデジタル信号をアナログ信号に変換して、変換されたアナログの制御信号を発光素子１の発光を制御する発光制御部８に出力する。発光制御部８は、Ｄ／Ａ変換部７から出力される制御信号に基づいて、発光素子１の発光時間間隔を調整することにより発光タイミングを制御する。

このような構成の酸素飽和度測定機１０の動作について、以下に説明する。

図４は、酸素飽和度測定機１０における発光タイミングを説明するためのグラフである。図４に示すように、発光素子１から生体に照射される所定波長の光は、ＣＰＵ６の演算部６ａによって調整された一定の発光時間間隔Δｔ_ｅでパルス点灯されており、生体による反射光または透過光が受光素子２にて受光される。受光素子２は、脈波波形のＡＣ成分に対応した光強度の光が受光され、受光された光強度に対応した電流を電気信号として出力する。受光素子２から出力される電気信号は、電流・電圧変換部３、増幅部４およびＡ／Ｄ変換部５を経て、ＣＰＵ６の演算部６ａに与えられる。演算部６ａは、受光素子２から電流・電圧変換部３、増幅部４およびＡ／Ｄ変換部５を経て入力された信号から、脈波信号を測定する。

図５（ａ）および（ｂ）は、それぞれ、測定される脈波信号の一例を示している。図５（ａ）および（ｂ）において、縦軸は脈波成分（赤色光または近赤外光の強度）、横軸は時間であり、演算部６ａにおいて予め設定された一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで発光される光が生体に照射されている。図５（ａ）および（ｂ）における「Δｔ_ｒｉｓｅ」は、脈波信号における１脈波（脈動）の立ち上がり時間を示している。図５（ａ）は、脈波間隔（脈動の間隔）が小さい場合（脈拍数が大きい場合）の脈波信号であり、図５（ｂ）は、図５（ａ）における脈波信号の脈動の振幅と同程度の振幅であって脈波間隔が大きい場合（脈拍数が小さい場合）の脈波信号である。

このように、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅでパルス点灯されて、生体によって反射または透過した光の光強度に基づいて脈波信号が測定されると、本実施形態では、ＣＰＵ６の演算部６ａが、測定された脈波信号から、脈波情報として所定時間当りの脈拍数を算出し、算出された脈拍数に基づいて、発光素子１における発光時間間隔Δｔ_ｅの調整値を算出する。そして、ＣＰＵ６の制御部６ｂは、算出された調整値に対応した制御信号を発光制御部部８に出力し、発光制御部部８は、発光時間間隔Δｔ_ｅの調整値に基づいて、発光素子１から照射される光の発光間隔を新たに設定する。これにより、発光素子１は、新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅで光を間欠的に発光する。

このようにして、発光素子１から、新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅで光が照射されて、生体によって反射または透過した光が受光素子２にて受光されると、ＣＰＵ６の演算部６ａは、受光素子２の出力に基づいて脈波信号を測定する。そして、測定された脈波信号において、発光素子１の所定の発光回数に対応した時間（図４においては６回の発光回数に対応した時間、以下、ｋ回の発光回数に対応した時間をｋ・Δｔ_ｅ（但し、ｋは正の整数）と表す）である差分時間間隔Δｔ_ｄ（＝ｋ・Δｔ_ｅ）における赤色光と近赤外光の光強度の差分値の比φを下記式(１)により求める。

・・・（１）

上記式（１）において、ＲＥＤ（ｔ）は、時間ｔにおける赤色光（ＲＥＤ）の光強度であり、ＩＲ（ｔ）は、時間ｔにおける近赤外光（ＩＲ）の光強度である。φは、差分時間間隔Δｔ_ｄにおける赤色光（ＲＥＤ）の光強度の差分値と近赤外光（ＩＲ）の光強度の差分値との比である。酸素飽和度は、赤色光と近赤外光の光強度の差分値の比φにのみ依存する値であり、測定された光強度の差分値の比φは、ＣＰＵ６の演算部６ａに保持されている赤色光と近赤外光の光強度の差分値の比φと酸素飽和度との換算表を用いて、酸素飽和度に換算される。これにより、生体の血中における酸素飽和度が求められる。

図６（ａ）および（ｂ）は、それぞれ、図５（ａ）および（ｂ）に示された脈波信号の時間軸を拡大したものである。所定の差分時間間隔Δｔ_ｄは、ｋ・Δｔ_ｅ（図６（ａ）および（ｂ）において、ｋ＝４）になっている。図６（ｂ）に示すように脈波間隔が大きくて脈拍数が少ない場合には、図６（ａ）に示すように脈波間隔が小さくて脈拍数が多い場合よりも、脈動における立上がり時間間隔Δｔ_ｒｉｓｅが短く、一定差分時間間隔Δｔ_ｄにおける光強度の差分値が小さくなる。一定の差分時間間隔Δｔ_ｄにおける光強度の差分値が小さい場合には、血液中の酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの量を正確に測定することができなくなり、測定精度が低下するおそれがある。高い測定精度を確保するためには、一定値以上の光強度の差分値を測定する必要がある。

これに対して、図６（ａ）に示すように脈波間隔が小さい場合（脈拍数が多い場合）には、脈波波形における１回の脈動当たりのサンプリング数が減少する。１回の脈動当たりのサンプリング数が減少すると、その脈動の脈波波形におけるピーク位置、形状等を正確に検出することができないおそれがある。

本実施形態の酸素飽和度測定機においては、ＣＰＵ６の演算部６ａによって、反射光または透過光のＡＣ成分として算出された脈波信号がフーリエ変換され、抽出された周波数成分から脈波情報として所定時間当たりの脈拍数Ｐを算出し、下記式（２）に示すように、算出された所定時間当たりの脈拍数Ｐに基づいて、発光素子１による発光時間間隔Δｔ_ｅが調整され、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅで発光素子１から光がパルス点灯されるように、制御部６ｂは発光制御部８に所定の制御信号を出力し、発光制御部８は調整された発光時間間隔Δｔ_ｅになるように発光素子１の発光タイミングを制御する構成になっている。

・・・（２）

上記式（２）において、ｎは１回の脈動当たりのサンプリング数を示し、サンプリング数ｎは、生体である被測定者が必要とする測定精度に応じて調整される。例えば、日常の簡易計測用に使用される測定機のように低消費電力化が望まれる場合には、サンプリング数ｎは比較的小さな値（例えば、４０）に設定され、病院などにおいて使用される測定機のように高精度が求められる場合には、サンプリング数ｎは比較的大きな値（例えば、８０）に設定される。

図７（ａ）および（ｂ）に、図６（ａ）および（ｂ）に示す脈波信号に対して、上記式（２）に基づいて発光時間間隔Δｔ_ｅを調整して計測された脈波信号を示す。脈波間隔が大きく所定時間当りの脈拍数が少ない場合には、図７（ｂ）に示すように、発光時間間隔Δｔ_ｅが長くなるように、また、脈波間隔が小さく、所定時間当りの脈拍数が多い場合には、図７（ａ）に示すように、発光時間間隔Δｔ_ｅが短くなるように、すなわち、発光時間間隔Δｔ_ｅが所定時間当りの脈拍数に反比例するように調整される。そして、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅで発光素子から光が生体に照射されて、その透過光または反射光の光強度に基づいて脈波信号が測定されると、測定された脈波信号において、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅに基づいて設定された差分時間間隔Δｔ_ｄ（＝ｋ・Δｔ_ｅ）で光強度の差分値の比φが演算される。次いで、演算された光強度の差分値の比φが、ＣＰＵ６に格納された酸素飽和度との換算表を用いて、酸素飽和度に換算される。これにより、生体の血中における酸素飽和度が求められる。

この場合、差分時間間隔Δｔ_ｄ（＝ｋ・Δｔ_ｅ）が脈波の立ち上がり時間Δｔ_ｒｉｓｅの１／２よりも小さい値となるようにｋが設定される。これにより、時間間隔が小さい脈波の立ち上がり部分においても、２点以上の光強度のデータを確実にサンプリングすることができ、脈波信号の測定精度が低下するおそれがない。

以上のように、本実施形態の酸素飽和度測定機では、発光素子から間欠的に照射される光に基づいて脈波信号を測定し、測定された脈波信号から脈波情報として、生体である被測定者の所定時間当りの脈拍数を算出し、算出された脈拍数に基づいて発光素子１の発光時間間隔Δｔ_ｅが新たに設定されて、新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅに基づいて脈波信号を測定しているために、被測定者が代わった場合、被測定者の体調が変化した場合等においても、高精度で血中酸素飽和度を測定することができる。しかも、脈拍数に基づいて発光時間間隔Δｔ_ｅを調整する構成であり、脈拍数が小さいほど発光回数を減少させることができ、これにより、消費電力を減少させることができる。

＜実施形態２＞
本実施形態２の酸素飽和度測定機は、実施形態１の酸素飽和度測定機とは、演算部６ａおよび制御部６ｂの構成のみが異なっている。

前述したように、脈波には個人差があり、また、同一人物であっても、体調、周囲の状態等によって脈波形状が異なる。本実施形態では、測定される脈波信号の振幅が異なる場合であっても、高精度の測定結果が得られる酸素飽和度測定機を提供する。

図８（ａ）および（ｂ）は、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射されて生体によって反射または透過した光に基づいて測定された脈波信号において、振幅が異なる例をそれぞれ示している。図８（ａ）および（ｂ）において、図５（ａ）および（ｂ）と同様に、縦軸は脈波成分、横軸は時間を示している。

図８（ａ）は、脈波振幅が小さい場合の脈波信号を示しており、図８（ｂ）は、図８（ａ）に示される脈波信号の脈波間隔（脈拍数）と同程度の脈波間隔（脈拍数）であって脈波信号の振幅が図８（ａ）の場合よりも大きくなった脈波信号を示している。

図９（ａ）および（ｂ）は、それぞれ、図８（ａ）および（ｂ）の脈波信号における時間軸を拡大したものである。図９（ａ）および（ｂ）において、光強度の差分値を得るための差分時間間隔Δｔ_ｄは、前記実施形態１と同様に、ｋ・Δｔ_ｅ（ｋは正の整数であり、図９（ａ）および（ｂ）においてｋ＝４）になっている。図９（ａ）に示す脈波振幅が小さい場合には、図９（ｂ）に示す脈波振幅が大きい場合よりも、差分時間間隔Δｔ_ｄにおける光強度の差分値が小さくなり、光強度の差分値の測定精度が低下するおそれがある。

本実施形態の酸素飽和度測定機では、ＣＰＵ６の演算部６ａによって、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射された光に基づいて測定された脈波信号から、各脈波における振幅（脈拍振幅）Ａが算出される。そして、下記式（３）に示すように、算出された脈拍振幅Ａに反比例するように発光素子１による発光時間間隔Δｔ_ｅが調整される。すなわち、脈拍振幅Ａが大きくなると発光時間間隔Δｔ_ｅが短くなるように調整される。そして、制御部６ｂは発光制御部８に所定の制御信号を出力し、発光制御部８は、調整された発光タイミングになるように発光素子１の発光タイミングを制御する。これにより、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅによって発光素子１から光がパルス点灯される。

・・・（３）

上記式（３）において、ｌは正の定数であり、ｌ／Ａ秒間における光強度の差分値が血中酸素飽和度の測定に必要な分解能以上の差分値となるように、演算部６ａに予め設定されている。

図１０（ａ）および（ｂ）に、図９（ａ）および（ｂ）に示す脈波信号に対して、上記式（３）に基づいて新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅによって測定された脈波信号を示す。図９（ａ）に示すように脈拍振幅Ａが小さい場合には、図１０（ａ）に示すように発光時間間隔Δｔ_ｅが長くなるように調整され、図９（ｂ）に示すように脈拍振幅Ａが大きい場合には、図１０（ｂ）に示すように発光時間間隔Δｔ_ｅが短くなるように調整される。

このようにして新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅで発光素子１から光が生体に照射されて、その透過光または反射光の光強度に基づいて脈波信号が測定されると、測定された脈波信号において、新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅに基づく差分時間間隔Δｔ_ｄ（＝ｋ・Δｔ_ｅ）で光強度の差分値の比φが演算される。これにより、図１０（ａ）に示す脈拍振幅Ａが小さい場合と、図１０（ｂ）に示す脈拍振幅Ａが大きい場合とのそれぞれにおいて、測定される光強度の差分値は同程度の大きさとなり、測定される光強度の差分値の大きさが脈拍振幅Ａによって変化することが抑制される。そして、算出された光強度の差分値の比φが、ＣＰＵ６に格納された血中酸素飽和度との換算表を用いて、酸素飽和度に換算される。これにより、生体の血中における酸素飽和度が求められる。

なお、本実施形態２においても、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅに対して、ｋ・Δｔ_ｅの差分時間間隔を用いて酸素飽和度が算出されるが、ｋ・Δｔ_ｅが脈波の立ち上がり時間Δｔ_ｒｉｓｅの１／２よりも小さい値となるようにｋが調節される。これにより、時間間隔が小さい脈波の立ち上がり部分においても２点以上の光強度のデータを確実にサンプリングすることができ、脈波信号の測定精度が低下するおそれがない。

以上のように、本実施形態の酸素飽和度測定機では、脈拍振幅が異なる場合にも、測定される光強度の差分値に大きな差異が生じるおそれがなく、高精度で酸素飽和度を測定することができる。しかも、発光時間間隔Δｔ_ｅを調整する構成であることから、脈拍振幅によっては発光回数を低減することができて、消費電力を低減することができる。

＜実施形態３＞
本実施形態３の酸素飽和度測定機は、実施形態１の酸素飽和度測定機とは、演算部６ａおよび制御部６ｂの構成のみが異なっている。

図１１（ａ）および（ｂ）は、それぞれ、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射された光に基づいて測定される脈波信号のさらに他の例を示している。図１１（ａ）および（ｂ）において、縦軸は脈波成分、横軸は時間である。図１１（ａ）は、脈波間隔が大きく（脈拍数が少なく）、しかも振幅が小さい場合の脈波信号を示しており、図１１（ｂ）は脈波間隔が小さく（脈拍数が多く）、しかも振幅が大きい場合の脈波信号を示している。

図１２（ａ）および（ｂ）は、それぞれ、図１１（ａ）および（ｂ）の脈波信号の時間軸を拡大したものである。図１１（ａ）および（ｂ）において、差分時間間隔Δｔ_ｄは、前記各実施形態と同様に、ｋ・Δｔ_ｅ（図１１（ａ）および（ｂ）においてｋ＝４）になっている。

脈波間隔および脈拍振幅が異なる脈波信号が測定された場合、図１２（ａ）に示すように、所定の差分時間間隔Δｔ_ｄにおいて測定される光強度の差分値が小さくなる場合と、図１２（ｂ）に示すように、光強度の差分値が大きくなる場合とがある。脈波成分の差分値が小さくなる場合には測定精度が低下するため、測定される光強度の差分値が一定値以上になるようにする必要がある。

本実施形態の酸素飽和度測定機においては、ＣＰＵ６の演算部６ａによって、反射光または透過光のＡＣ成分として算出された脈波信号から、各脈動部分において差分時間間隔Δｔ_ｄで光強度の差分値を順番に算出する。各脈動部分において差分時間間隔Δｔ_ｄで光強度の差分値がそれぞれ算出されると、算出された各差分値において絶対値が最大である差分値を求める。そして、求められた絶対値が最大の差分値｜ΔＡ｜に基づいて、下記式（４）から、各脈動部分における発光時間間隔Δｔ_ｅの調整値がそれぞれ算出される。その後、ＣＰＵ６の制御部６ｂは、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅによって各脈動部分において光がパルス点灯されるように、発光制御部８に所定の制御信号を出力し、発光制御部８は調整された発光時間間隔Δｔ_ｅになるように発光素子１の発光タイミングを制御する。

・・・（４）

上記式（４）において、ａは正の定数であり、ａ／｜ΔＡ｜の時間（秒）において測定される光強度の差分値が血中酸素飽和度の測定に必要な分解能以上の差分値が得られるように、定数ａは演算部６ａに予め設定されている。

図１３（ａ）および（ｂ）に、図１２（ａ）および（ｂ）に示す脈波信号に対して、上記式（４）に基づいて調整された発光時間間隔Δｔ_ｅに制御された光によって計測された脈波信号を示す。（（図１３（ａ）に示すように、各脈動部分における所定の差分時間間隔の光強度の差分値の絶対値の最大値｜ΔＡ｜が小さいほど、発光時間間隔Δｔ_ｅが長くなるように、また、図１３（ｂ）に示すように、｜ΔＡ｜が大きいほど発光時間間隔Δｔ_ｅが短くなるように、光強度の差分値の絶対値の最大値｜ΔＡ｜に反比例して発光時間間隔Δｔ_ｅが調整される。

このように調整された発光時間間隔Δｔ_ｅで発光素子から光が生体に照射されて、その透過光または反射光の光強度に基づいて脈波信号が測定されると、測定された脈波信号において、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅに基く差分時間間隔Δｔ_ｄ（＝ｋ・Δｔ_ｅ）で光強度の差分値の比φが演算される。

これにより、図１３（ａ）に示す差分値の絶対値の最大値｜ΔＡ｜が小さい場合と、図１３（ｂ）に示す差分値の絶対値の最大値｜ΔＡ｜が大きい場合とでは、測定される光強度の差分値は同程度の大きさとなり、脈波信号における各脈動部分の波形が異なることによって測定される光強度の差分値が変動することが抑制される。そして、算出された光強度の差分値の比φが、ＣＰＵ６に格納された酸素飽和度との換算表を用いて、酸素飽和度に換算される。これにより、生体の血中における酸素飽和度が求められる。

なお、本実施形態３においても、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅに対して、ｋ・Δｔ_ｅの差分時間間隔を用いて酸素飽和度が算出されるが、ｋ・Δｔ_ｅが脈波の立ち上がり時間Δｔ_ｒｉｓｅの１／２よりも小さい値となるようにｋが調節される。これにより、時間間隔が小さい脈波波形の立ち上がり部分においても、２点以上の光強度データを確実にサンプリングすることができ、脈波信号の測定精度が低下するおそれがない。

以上のように、本実施形態の酸素飽和度測定機でも、脈波信号における各脈動部分の波形形状が異なる場合にも、測定される光強度の差分値に大きな差が生じないために、高精度で酸素飽和度を測定することができる。さらに、１回の脈動当たりの脈波成分の差分値の絶対値の最大値｜ΔＡ｜が小さいほど発光回数を減少させることができ、これにより消費電力を減少させることができる。

＜実施形態４＞
本実施形態４の酸素飽和度測定機は、実施形態１の酸素飽和度測定機とは、演算部６ａおよび制御部６ｂの構成のみが異なっている。

本実施形態の酸素飽和度測定機においては、ＣＰＵ６の演算部６ａによって反射光もしくは透過光のＡＣ成分として算出された脈波信号から脈波波形の微分値が算出される。

図１４（ａ）は、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射された光に基づいて測定された脈波信号のさらに他の例を示しており、図１４（ｂ）は、図１４（ａ）の脈波信号における脈波波形の微分値を示している。微分値は、脈波信号の脈波波形の変化量を示すものであり、図１４（ｂ）に示すように微分値が正である場合には、図１４（ａ）に示すように脈波信号の脈波成分が上昇して（立ち上がって）おり、図１４（ｂ）に示すように微分値が負である場合には、図１４（ａ）に示すように脈波信号が下降して（立ち下がって）いる。

図１４（ａ）に示す脈波波形の極大値ａおよびｂを示すそれぞれのピーク部分では、それぞれの微分値は０になる。図１４（ｂ）に示す微分値の極大値ａ’を示す部分は、図１４（ａ）に示す脈波信号の極大値ａによって示されるピーク部分の上昇部分（立上がり部分）に相当する。図１４（ｂ）に示す微分値の極大値ｂ’を示す部分は、図１４（ａ）に示す脈波信号の極大値ｂによって示されるピーク部分の上昇部分（立ち上がり部分）に相当する。図１４（ｂ）に示すように、正の微分値が負の微分値よりも大きくなっていることから、図１４（ａ）の脈波信号は、上昇部分（立上がり部分）の傾斜が、下降部分（立下り部分）の傾斜よりも大きくなっている。

本実施形態の酸素飽和度測定機１０においては、ＣＰＵ６の演算部６ａによって、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射された光に基づいて測定された脈波信号の脈波波形の微分値が算出される。そして、算出された微分値に基づいて発光素子１による発光時間間隔Δｔ_ｅが調整され、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅによって光がパルス点灯されるように、制御部６ｂは発光制御部８に所定の制御信号を出力し、発光制御部８は、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅになるように発光素子１の発光タイミングを制御する。

具体的には、演算部６ａによって算出された微分値において、１回の脈動において得られる脈波波形の微分値が正である場合の割合と、その微分値が負である場合の時間の割合とが異なる場合には、１回の脈動における脈波波形の微分値が正である部分の発光時間間隔Δｔ_ｒと、１回の脈動における脈波信号の微分値が負である部分の発光時間間隔Δｔ_ｆとが異なる値になるように、それぞれの発光時間間隔Δｔ_ｒおよびΔｔ_ｆが下記式（５）に基づいて設定される。

・・・（５）

上記式（５）において、ｂは１より大きい定数であり、定数ｂの値は、１つの脈動部分における脈波波形において、微分値が正である部分の時間と、微分値が負である部分の時間との比に基づいて、演算部６ａによって設定される。微分値が正である部分の時間の割合が大きいときには、ｂは小さく設定され、微分値が正である場合の部分が小さいときには、ｂは大きく設定される。微分値が正である部分の発光時間間隔Δｔ_ｒは、上記関係式（５）に基づいて、微分値が負である場合の発光時間間隔Δｔ_ｆに対して相対的に設定される。

図１４（ａ）に示す脈波波形に対して、上記式（５）に基づいて調整された発光時間間隔Δｔ_ｒおよびΔｔ_ｆによって測定された脈波信号を図１５に示す。図１５に示すように、１回の脈動によって得られる脈波波形において、変化量が大きな状態で上昇している部分では、発光時間間隔Δｔ_ｒが小さく設定され、変化量が小さな状態で下降している部分では、発光時間間隔Δｔ_ｒよりも発光時間間隔Δｔ_ｆが大きく設定される。

このように調整された発光時間間隔Δｔ_ｒおよびΔｔ_ｆで発光素子１から光が生体に照射されて、その透過光または反射光の光強度に基づいて脈波信号が測定されると、測定された脈波信号において、調整された発光時間間隔Δｔ_ｒおよびΔｔ_ｆに基づく差分時間間隔Δｔ_ｄ（＝ｋ・Δｔ_ｅ（但し、Δｔ_ｅは、Δｔ_ｒまたはΔｔ_ｆ））で光強度の差分値の比φが演算される。これにより、１回の脈動によって得られる脈波波形における変化量が異なる立上がり部分と立下り部分とにおいて、同程度の大きさの光強度の差分値を測定することができる。そして、算出された光強度の差分値の比φが、ＣＰＵ６に格納された酸素飽和度との換算表を用いて、酸素飽和度に換算される。これにより、生体の血中における酸素飽和度が求められる。

なお、本実施形態４においても、調整された発光時間間隔Δｔ_ｒおよびΔｔ_ｆに対する差分時間間隔ｋ・Δｔ_ｒおよびｋ・Δｔ_ｆを用いて酸素飽和度が算出されるが、ｋ・Δｔ_ｒが脈波の立ち上がり時間間隔Δｔ_ｒｉｓｅの１／２よりも小さい値となるように、ｋが調節される。これにより、時間間隔が小さい脈波信号の立ち上がり部分においても、２点以上の光強度のデータを確実にサンプリングすることができ、脈波信号の測定精度が低下するおそれがない。

以上のように、本実施形態の酸素飽和度測定機では、脈波信号の脈動における脈波波形の上昇部分および下降部分が異なる傾斜状態になっていても、同様な精度で光強度の差分値を測定することができ、その結果、高精度で酸素飽和度を測定することができる。また、発光時間間隔が長くなることにより発光回数が減少し、これにより、消費電力を低減させることができる。

＜実施形態５＞
本実施形態５の酸素飽和度測定機は、実施形態１の酸素飽和度測定機とは、演算部６ａおよび制御部６ｂの構成のみが異なっている。

本実施形態の酸素飽和度測定機１０においては、ＣＰＵ６の演算部６ａによって反射光もしくは透過光のＡＣ成分として算出された脈波信号から脈波波形の微分値が算出される。

図１６（ａ）は、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射された光に基づいて測定された脈波信号のさらに他の例を示しており、図１６（ｂ）は、図１６（ａ）の脈波信号における脈波波形の微分値を示している。

本実施形態では、ＣＰＵ６の演算部６ａは、算出された微分値が、所定の閾値よりも大きい正の値になった区間、または所定の閾値よりも小さい負の値になった区間が存在すると、その区間内における発光素子１による発光時間間隔Δｔ_ｅとして、算出された微分値と閾値との差に基づいて新たな発光時間間隔Δｔ_ｅが設定される。この場合、算出された微分値と閾値との差が大きくなるほど小さな発光時間間隔がΔｔ_ｅが設定される。例えば、図１６（ｂ）に示すように、微分値全体の振幅をＡ_ｄとすると、微分値が０．３Ａ_ｄ以上の正の値、または−０．３Ａ_ｄ以下の負の値である区間に対して、発光時間間隔Δｔ_ｅとは異なる新たな発光時間間隔が設定される。図１６（ｂ）においては、微分値が０．３Ａ_ｄ以上の正の値になっている区間では、正の微分値に基づいて新たな発光時間間隔として０．５Δｔ_ｅが設定される。

このようにして、算出された微分値に応じた発光時間間隔Δｔ_ｅが新たに設定され、設定された発光時間間隔Δｔ_ｅで発光素子１から光が照射されるように、制御部６ｂは発光制御部８に所定の制御信号を出力し、発光制御部８は、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅになるように発光素子１の発光タイミングを制御する。

そして、新たに設定された発光時間間隔Δｔ_ｅに基づいて、ｋ個の発光時間間隔Δｔ_ｅに相当する差分時間間隔Δｔ_ｄ毎に、光強度の差分値が測定されて、測定された差分値に基づいて酸素飽和度が算出される。

なお、本実施形態においては、発光時間間隔を調節する閾値として、振幅Ａ_ｄに対する係数を０．３に設定し、閾値を０．３Ａ_ｄまたは−０．３Ａ_ｄとする構成であったが、測定精度が低下しない場合には、振幅Ａ_ｄの係数は０．３または−０．３以外の値であってもよい。さらに、図１６（ｂ）に示すように、微分値が０．３Ａ_ｄ以上または−０．３Ａ_ｄ以下の区間において、発光時間間間隔Δｔ_ｅを微分値と閾値との差に反比例するように設定する構成であったが、測定精度が低下しない場合には、新たな発光時間間間隔Δｔ_ｅとして、当初の発光時間間間隔Δｔ_ｅに１以下の任意の正の係数を乗算して新たな発光時間間間隔Δｔ_ｅを設定するようにしてもよい。

以上のように、本実施形態では、図１６（ａ）に示すように、１回の脈動で得られる脈波信号において変化量が大きい部分では、発光素子１による発光時間間隔Δｔ_ｅが小さくなるように調整されるため、変化量が小さい部分と変化量が大きい部分とにおいて、測定される光強度の差分値の大きさの差を減少させることができ、高精度で酸素飽和度を測定することができる。また、発光時間間隔Δｔ_ｅが小さくなることにより、消費電力を低減することができる。

＜実施形態６＞
本実施形態６の酸素飽和度測定機は、実施形態１の酸素飽和度測定機１０とは、演算部６ａおよび制御部６ｂの構成のみが異なっている。

本実施形態６においては、ＣＰＵ６の演算部６ａは、受光素子２から電流・電圧変換部３、増幅部４およびＡ／Ｄ変換部５を経て入力される信号から、脈波信号を測定して、測定された脈波信号における各脈動毎に、赤色光と近赤外光の差分値の比φが下記式(６)により求めるように構成されている。

・・・（６）

上記式（６）において、ＡＣ（ＲＥＤ）は赤色光の脈波信号の振幅、ＤＣ（ＲＥＤ）は赤色光のＤＣ成分、ＡＣ（ＩＲ）は近赤外光の脈波信号の振幅、ＤＣ（ＩＲ）は近赤外光のＤＣ成分を示す。ＤＣ（ＲＥＤ）およびＤＣ（ＩＲ）は、発光素子１から照射される各波長の光の強度から、受光素子２にて受光される各波長の光の最低発光強度を減じることによって得ることができる。酸素飽和度は、差分値の比φにのみ依存する値であり、測定された差分値の比φは、演算部６ａに保持されている差分値の比φと酸素飽和度との換算表を用いて、酸素飽和度に換算される。

なお、前記各施形態において、式（１）に代えて、この式（６）を用いてもよい。

図１７は、本実施形態の酸素飽和度測定機の動作を説明するために、ＣＰＵ６の演算部６ａによって測定される脈波信号を示している。

本実施形態の酸素飽和度測定機においては、ＣＰＵ６の演算部６ａによって、反射光または透過光のＡＣ成分として、一定の発光時間間隔Δｔ_ｅで生体に照射された光に基づいて脈波信号が測定されると、測定された脈波信号に基づいて、各脈動毎に新たな発光時間間隔Δｔ_ｅが設定される。すなわち、ＣＰＵ６の演算部６ａは、ｎ番目の脈動における脈波波形の最大値および最小値のそれぞれの測定時間Ｔｎ_ＭａｘおよびＴｎ_ｍｉｎを算出し、算出された各測定時間Ｔｎ_ＭａｘおよびＴｎ_ｍｉｎを保存手段として演算部６ａ内に設けられたメモリに保存するとともに、ｎ番目の脈動とそれに連続するｎ＋１番目の脈動との時間間隔（連続する脈動のそれぞれの最小値の測定時間の時間間隔）を算出する。そして、算出された各脈動の最大値付近の区間および最小値付近の区間と、それ以外の区間とを検出して、検出された各脈動の最大値付近の区間および最小値付近の区間と、それ以外の区間とで異なる発光時間間隔をそれぞれ設定する。

図１７に示すように、ｎ＋１回目の脈動における脈波波形の発光時間間隔は、ｎ回目の脈動における脈波波形の１周期の時間である脈波時間間隔ΔＴｎと、その脈動の脈波波形の最大値の測定時間Ｔｎ_Ｍａｘおよび最小値の測定時間Ｔｎ_ｍｉｎとによって調整される。ｎ＋１回目の脈動における発光素子１の発光時間間隔は、時間Ｔｎ_Ｍａｘ＋０．９ΔＴｎから時間Ｔｎ_Ｍａｘ＋１．１・ΔＴｎまでの時間区間と、時間Ｔｎ_ｍｉｎ＋０．９・ΔＴｎから時間Ｔｎ_ｍｉｎ＋１．１・ΔＴｎまでの時間区間とでは、発光時間間隔がΔｔ_ｅにそれぞれ設定され、それ以外の時間区間における発光時間間隔は、Δｔ_ｅよりも長いｍ・Δｔ_ｅに設定される。ここで、ｍは１以上の任意の数であり、ｍ・Δｔ_ｅが脈波時間間隔ΔＴｎの１／４以下の間隔になるよう設定される。以降、同様にして、１回の脈動によって得られる脈波波形の最大値付近および最小値付近と推測される区間の発光時間間隔がΔｔ_ｅに設定されるとともに、それ以外の区間の発光時間間隔がΔｔ_ｅよりも長いｍ・Δｔ_ｅに設定される。

このようにして、１つの脈動における発光時間間隔が調整されると、ＣＰＵ６の制御部６ｂは、調整された発光時間間隔Δｔ_ｅによって各脈動部分において光がパルス点灯されるように、発光制御部８に所定の制御信号を出力し、発光制御部８は調整された発光時間間隔Δｔ_ｅになるように発光素子１の発光タイミングを制御する。

このように、式（６）を用いた演算に必要な脈波の振幅とＤＣ成分を調べるために重要な各脈動における脈波波形の最大値付近および最小値付近の区間の発光時間間隔が、それら以外の区間の発光時間間隔よりも短く調整されることにより、各脈動における脈波の振幅とＤＣ成分を高精度で測定することができる。また、脈波の振幅とＤＣ成分を調べるのに重要でない部分においては、発光間隔が長くなり発光回数を減少させることができる。従って、各脈動において、消費電力を増加させることなく、光強度を高精度で検出することができる。その結果、血中酸素飽和度を、低消費電力で高精度で測定することができる。

以上、本発明の好ましい実施形態を用いて本発明を例示してきたが、本発明は、この実施形態に限定して解釈されるべきものではない。本発明は、特許請求の範囲によってのみその範囲が解釈されるべきであることが理解される。当業者は、本発明の具体的な好ましい実施形態の記載から、本発明の記載および技術常識に基づいて等価な範囲を実施することができることが理解される。本明細書において引用した特許、特許出願および文献は、その内容自体が具体的に本明細書に記載されているのと同様にその内容が本明細書に対する参考として援用されるべきであることが理解される。

本発明は、生体に光を照射し、その反射光または透過光に基づいて生体情報を測定する生体情報測定機において、脈拍数、脈拍振幅などが異なる場合でも、高精度で生体情報を測定することができ、また、消費電力を低減することもできる。

生体に照射された光に対する生体の吸光度の時系列変化を示すグラフである。 酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光度特性を示すグラフである。 本発明の実施形態に係る酸素飽和度測定機の概略構成を示すブロック図である。 酸素飽和度測定機における発光タイミングについて説明するためのグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、脈拍数が異なる脈波信号の例を示すグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、図５（ａ）および（ｂ）の時間軸を拡大した脈波信号のグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、実施形態１の生体情報測定機において、発光間隔を脈拍数に応じて調整した場合の差分値について説明するためのグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、脈波振幅が異なる脈波信号の例を示すグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、図８（ａ）および（ｂ）の時間軸を拡大した脈波信号のグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、実施形態２の生体情報測定機において、発光間隔を脈波振幅に応じて調整した場合の差分値について説明するためのグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、差分値が異なる脈波信号の例を示すグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、図１１（ａ）および（ｂ）の時間軸を拡大した脈波信号のグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、実施形態３の生体情報測定機において、発光間隔を差分値に応じて調整した場合の差分値について説明するためのグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、脈波と脈波微分値について説明するためのグラフである。 実施形態４の生体情報測定機において、微分値の符号に応じて発光間隔を調節した場合の差分値について説明するためのグラフである。 （ａ）および（ｂ）は、それぞれ、実施形態５の生体情報測定機において、微分値に応じて発光間隔を調節した場合の差分値について説明するためのグラフである。 実施形態６の生体情報測定機において、脈波の最大値と最小値を推測して調節された発光タイミングについて説明するためのグラフである。

符号の説明

１ 発光素子
２ 受光素子
３ 電流・電圧変換部
４ 増幅部
５ Ａ／Ｄ変換部
６ ＣＰＵ
６ａ 演算部
６ｂ 制御部
７ Ｄ／Ａ変換部
８ 発光制御部
１０ 酸素飽和度測定機
ａ 脈波の極大値
ｂ 脈波の極大値
ａ’ 脈波微分値の極大値
ｂ’ 脈波微分値の極大値

Claims (19)

1. 光を所定の発光時間間隔で生体に照射する発光手段と、
   該発光手段によって照射される光の前記発光時間間隔を制御する発光制御手段と、
   前記発光手段によって生体に照射されて該生体の透過光または反射光の光強度に対応した信号を出力する受光手段と、
   前記発光制御手段により前記発光手段を第１の発光時間間隔で発光させたときに、前記受光手段から得られる第１の脈波信号に基づいて第２の発光時間間隔を設定し、前記発光制御手段により前記発光手段を第２の発光時間間隔で発光させたときに、前記受光手段から得られる第２の脈波信号に基づいて生体情報を求める演算を行なう演算制御手段と、
   を有する生体情報測定機。
2. 前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における脈波当りの時間間隔から脈拍数を算出し、算出された脈拍数に対して脈拍数が多いほど前記第２の発光時間間隔が短くなるように設定する、請求項１に記載の生体情報測定機。
3. 前記演算制御手段は、
   

   

   但し、Δｔ_ｅは発光時間間隔、ｎは１回の脈動により得られる脈波信号のサンプリング数、Ｐは求められた脈拍数
   という関係式に基づいて前記第２の発光時間間隔を設定する、請求項２に記載の生体情報測定機。
4. 前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における脈波の振幅情報を算出し、算出された脈波の振幅が大きいほど前記第２の発光時間間隔が短くなるように設定する、請求項１に記載の生体情報測定機。
5. 前記第２の発光時間間隔は、
   

   

   但し、Δｔ_ｅは発光時間間隔、ｌは正の定数、Ａは求められた前記脈波信号の振幅
   という関係式に基づいて設定される、請求項４に記載の生体情報測定機。
6. 前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における各脈動毎に所定の差分時間間隔で光強度の差分値の絶対値を算出し、算出された差分値の絶対値の最大値に基づいて前記各脈動毎に前記第２の発光時間間隔を設定する、請求項１に記載の生体情報測定機。
7. 前記第２の発光時間間隔は、
   

   

   但し、Δｔ_ｅは発光時間間隔、ａは正の定数、│ΔＡ│は前記差分値の絶対値の最大値
   という関係式に基づいて設定される、請求項６に記載の生体情報測定機。
8. 前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における脈波波形の微分値を算出して、算出された微分値に基づいて前記第２の発光時間間隔を設定する、請求項１に記載の生体情報測定機。
9. 前記演算制御手段は、前記微分値が所定の閾値よりも大きい区間、または所定の閾値よりも小さい区間において、その区間内における前記第２の発光時間間隔を、前記微分値と前記閾値との差に基づいて新たに設定する、請求項８に記載の生体情報測定機。
10. 前記演算制御手段は、前記微分値と前記閾値との差が大きくなるほど前記第２の発光時間間隔を小さく設定する、請求項９に記載の生体情報測定機。
11. 前記所定の閾値が０である、請求項９または１０に記載の生体情報測定機。
12. 前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における各脈動の脈波波形の最大値および最小値と、連続する脈動の脈波間隔とをそれぞれ算出し、算出された前記最大値および最小値と前記脈波間隔とに基づいて前記第２の発光時間間隔を設定する、請求項１に記載の生体情報測定機。
13. 前記演算制御手段は、前記最大値および最小値と前記脈波間隔とに基づいて前記各脈動の脈波波形における最大値付近の区域および最小値付近の区域とをそれぞれ検出して、検出された最大値付近の区域および最小値付近の区域とそれら以外の区域とにおいて前記第２の発光時間間隔を異ならせて設定する、請求項１２に記載の生体情報測定機。
14. 前記演算制御手段は、前記各脈動の脈波波形における最大値付近の区域および最小値付近の区域における前記第２の発光時間間隔を、前記最大値付近の区域および最小値付近の区域以外の区域における前記第２の発光時間間隔よりも短く設定する、請求項１３に記載の生体情報測定機。
15. 前記演算制御手段は、前記第１の脈波信号における前記各脈動毎に前記最大値および最小値と前記脈波間隔とを保存する保存手段をさらに備え、ｎ＋１番目の脈動における最大値付近の区域を、ｎ番目の脈動における前記最大値と、ｎ＋１番目の脈動とｎ番目の脈動との脈波間隔とに基づいて算出し、ｎ＋１番目の脈動における最小値付近の区域を、ｎ番目の脈動における前記最小値と、ｎ＋１番目の脈動とｎ番目の脈動との前記脈波間隔とに基づいて算出する、請求項１３に記載の生体情報測定機。
16. 前記発光手段は、２種類の異なる波長の光を前記第２の時間間隔で照射し、
    前記演算制御手段は、前記第２の脈波信号に基づいて、前記生体の血液中の酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの割合を算出して血液中の酸素飽和度を求める、請求項１に記載の生体情報測定機。
17. 前記発光手段は、赤色光と近赤外光とを照射する、請求項１６に記載の生体情報測定機。
18. 前記演算制御手段は、前記第２の発光時間間隔に基づいて測定された前記第２の脈波信号において、差分時間間隔Δｔ_ｄにおける赤色光と近赤外光の差分値の比φを、
    

    

    但し、Δｔ_ｄは差分時間間隔、ＲＥＤ（ｔ）は時間ｔにおける赤色光の光強度、ＩＲ（ｔ）は時間ｔにおける近赤外光の光強度
    という関係式によって求めて、該差分値の比φから前記酸素飽和度を算出する請求項１７に記載の生体情報測定機。
19. 前記演算制御手段は、前記第２の発光時間間隔に基づいて測定された前記第２の脈波信号において、赤色光と近赤外光の差分値の比φを、
    

    

    但し、ＡＣ（ＲＥＤ）は赤色光の振幅、ＤＣ（ＲＥＤ）は赤色光のＤＣ成分、ＡＣ（ＩＲ）は近赤外光の振幅、ＤＣ（ＩＲ）は近赤外光のＤＣ成分
    という関係式によって算出して、該差分値の比φから前記酸素飽和度を求める請求項１７に記載の生体情報測定機。

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