JP2010125147A - 生体計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 生体の血液中の情報及び自律神経系の生理指標を精度よく同時に測定する。
【解決手段】 本発明に係る生体計測装置１は、互いに異なる中心波長を有し、且つ同時に入射しない光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０を光Ｓ_８５０の入射周期が光Ｓ_７３５の入射周期より短くなるように入射する光ＬＥＤ部１１と、光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０それぞれに対応するデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０を生成してデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０を出力するフォトダイオード１３と、デジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０に基づいてオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの濃度変化を算出し、デジタル信号ＡＤ_８５０に基づいて脈波データを算出する演算部３１と、を備える。
【選択図】 図１

Description

本発明は、血液中の情報及び自律神経系の生理指標を同時に測定可能な生体計測装置に関する。

近年、伝染病等の感染の恐れ、検査結果までの時間等の問題から採血による方法ではなく、光学的な方法による生体計測装置が開発されている。このような生体計測装置を開示するものとしては、下記の特許文献１及び特許文献２がある。特許文献１には、頭部に装着され、血液中の情報、具体的には脳内のオキシヘモグロビンＨｂＯ_２及びデオキシヘモグロビンＨｂの変化をモニタする近赤外線モニタ装置が開示されている。また、特許文献２及び３には、赤外線を出力する発光部を使用して、受光部の受光量の変化に基づいて、自律神経系の生理指標、具体的には脈波変化を算出する脈波解析装置及び反射型脈波センサがそれぞれ開示されている。
特開平６−２７７２０２号公報 特許第３７７０２０４号公報 特開２００４−４６７号公報

しかしなから、特許文献１に記載の近赤外線モニタ装置では、高信号／ノイズ（Ｓ／Ｎ）比で高精度な測定を行うため、一般的に低いサンプリング周波数で測定が行われる。一方、特許文献２及び３にそれぞれ記載の脈波解析装置及び反射型脈波センサでは、時間的に高分解能な状態の下で高精度な測定を行うため、一般的に高いサンプリング周波数で測定が行われる。このように、高精度で測定するためのサンプリング周波数が相違するため、１つの装置で血液中の情報及び自律神経系の生理指標を同時に精度よく算出することは困難であった。

そこで、本発明は上記の問題を鑑みてなされたものであり、血液中の情報及び自律神経系の生理指標を同時に精度よく算出可能な生体計測装置を提供することをその目的とする。

本発明に係る生体計測装置は、互いに異なる中心波長を有し、且つ互いに同時に入射しない第１検査光及び第２検査光を、第２検査光の入射周期が第１検査光の入射周期より短くなるように生体に入射する光入射手段と、光入射手段による第１検査光及び第２検査光の入射に伴い、第１検査光及び第２検査光それぞれに対応して生体から出る第１拡散光及び第２拡散光を検出して、第１拡散光及び第２拡散光それぞれの強度に対応する第１出力信号及び第２出力信号を生成して第１出力信号及び第２出力信号を出力する光検出手段と、演算手段は、第１出力信号及び第２出力信号に基づいて生体の血液中の情報を算出し、第２出力信号に基づいて生体の自律神経系の生理指標を算出する演算手段と、を備えることを特徴とする。

本発明に係る生体計測装置では、このような構成を採用することにより、互いに中心波長が異なる第１検査光及び第２検査光を用いて最適化された低い周波数でサンプリングを行うことで、血液中の情報を精度よく算出することができる。同時に、入射周期が短い第２検査光を用いて最適化された高い周波数でサンプリングを行うことで、精度よく自律神経系の生理指標を算出することができる。このように、本発明に係る生体計測装置によれば、生体の血液中の情報及び自律神経系の生理指標を同時に精度よく算出することができる。また、第１検査光及び第２検査光が生体へ同時に入射しないため、第１検査光及び第２検査光が相互に干渉することが抑制され、第１出力信号及び第２出力信号のＳ／Ｎ比が向上される。その結果、上記の血液中の情報及び自律神経系の生理指標の算出結果の精度が更に向上される。

また、第１検査光の中心波長は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも小さい値となる波長であり、第２検査光の中心波長は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも大きい値となる波長であることが好ましい。

自律神経系の生理指標は、動脈の脈動等を検出することで得られるが、動脈に流れる血液はほぼオキシヘモグロビンである。そのため、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも大きい値となる波長の光を高周波サンプリングする第２検査光として用いることで、効率よく自律神経系の生理指標を算出することができる。

また、光入射手段は、デオキシヘモグロビンの吸光係数とオキシヘモグロビンの吸光係数とが等しい中心波長を有し、且つ第１検査光又は第２検査光と同時に入射しない第３検査光を生体に更に入射し、光検出手段は、光入射手段による第３検査光の入射に伴い、生体から出る第３拡散光を検出して、第３拡散光の強度に対応する第３出力信号を生成して第３出力信号を出力し、演算手段は、第１出力信号、第２出力信号及び第３出力信号に基づいて生体の血液中の情報を算出することを特徴としてもよい。

これにより、３つの検出光に基づいて計測部位の血液中の情報を算出することとなり、算出結果の精度をより向上させることができる。

本発明に係る生体計測装置によれば、生体の血液中の情報及び自律神経系の生理指標を精度よく同時に測定することができる。

以下、添付図面を参照しながら本発明による生体計測装置の実施の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において、同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。

（第１実施形態）
図１は、本発明の第１実施形態に係る生体計測装置１の構成図である。図２は、図１に示した生体計測装置１の概略構成図である。図１及び図２に示すように、生体計測装置１は、プローブ部３と、モジュール部５と、解析部７とを備える。

プローブ部３は、ＬＥＤ部１１と、ＬＥＤドライバ１１Ａと、フォトダイオード１３と、増幅回路部１５と、アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）１７とを有する。

ＬＥＤ部１１は、本実施形態の光入射手段であり、ＬＥＤ３０及びＬＥＤ４０からなる。ＬＥＤ３０は、生体Ｂ内の動脈に向けて７３５ｎｍの中心波長を有する光Ｓ_７３５を出射可能なものであり、ＬＥＤ４０は８５０ｎｍの中心波長の光Ｓ_８５０を出射可能なものである。図３は、ヘモグロビンの吸光係数と入射光の波長との関係を示す図である。図３で示されているように、光Ｓ_７３５はオキシヘモグロビン（ＨｂＯ_２）の吸光係数がデオキシヘモグロビン（Ｈｂ）の吸光係数よりも小さい値となる波長の光である。一方、光Ｓ_８５０は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも大きい値となる波長の光である。

ＬＥＤドライバ１１Ａは、モジュール部５のより制御されて、光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０が同時に生体Ｂに入射しないようにＬＥＤ３０及びＬＥＤ４０を点灯又は消灯させる。また、ＬＥＤドライバ１１Ａは、光Ｓ_７３５の入射周期をヘモグロビン濃度変化が測定できる周期、例えば１Ｈｚとなるように制御し、光Ｓ_８５０の入射周期を脈波形が取得できる周期、例えば１００Ｈｚとなるように制御する。

フォトダイオード１３は、本実施形態の光検出手段であり、光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０を十分検出できる分光感度特性を有している。フォトダイオード１３は、光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０の生体Ｂへの入射に伴って生体Ｂから出たそれぞれの拡散光を検出して、検出されたそれぞれの拡散光の光強度に対応する電気信号ＳｉｇＡ_７３５及び電気信号ＳｉｇＡ_８５０を生成する。また、フォトダイオード１３は、電気信号ＳｉｇＡ_７３５及び電気信号ＳｉｇＡ_８５０を増幅回路部１５に出力する。

増幅回路部１５は、入力された電気信号ＳｉｇＡ_７３５及び電気信号ＳｉｇＡ_８５０をそれぞれ増幅して、増幅された電気信号ＳｉｇＢ_７３５及び電気信号ＳｉｇＢ_８５０をＡＤＣ１７に出力する。ＡＤＣ１７は、増幅回路部１５から入力された電気信号ＳｉｇＢ_７３５及び電気信号ＳｉｇＢ_８５０をアナログデジタル変換してその変換されたデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０をモジュール部５に伝送する。

モジュール部５は、有線でプローブ部３と接続されており、制御部２１と、データ受信部２３と、無線送信部２５及び無線受信部２７からなる無線ユニット部２９とを有する。制御部２１は、プローブ部３内のＬＥＤ部１１から出射される検査光の輝度の制御をＬＥＤドライバ１１Ａを介して行うと共に、フォトダイオード１３のゲイン等の制御を行う。データ受信部２３は、ＡＤＣ１７からのデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０を受信する。無線ユニット部２９は、モジュール部５と解析部７との間での無線データ通信を行う。具体的に説明すると、無線ユニット部２９は、その無線送信部２５により、データ受信部２３が受信したＡＤＣ１７からのデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０を解析部７に送信し、またその無線受信部２７により、（後述する）解析部７の演算部３１からＬＥＤ部１１の発光等の制御に関する命令を受信する。

解析部７は、演算部３１と表示部３３とにより構成されており、例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）といった演算手段及びメモリ等の記憶手段を有するコンピュータによって実現される。

演算部３１は、無線送信部２５からのデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０を受信して、デジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０に基づいてオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの濃度変化といった生体の血液中の情報を算出すると共に、デジタル信号ＡＤ_８５０に基づいて脈波データを得て、更にそのデータに基づいて自律神経系の機能の解析を行う。なお、演算部３１は、ＬＥＤ部１１の発光等を制御する機能を更に有しており、これらの制御は、それぞれの制御に関する命令をモジュール部５の無線受信部２７を介してモジュール部５の制御部２１に送信することで実現される。

演算部３１には、表示部３３が接続されており、演算部３１における演算結果、すなわち生体の血液中の情報、脈波データ及び自律神経系の機能の解析結果を表示することが可能となっている。

続いて、本実施形態に係る生体計測装置１の動作について説明する。図４は、１ルーチンにおける(ａ)ＬＥＤ３０の照射時間、（ｂ）ＬＥＤ４０の照射時間及び（ｃ）演算部３１のデータ取得時間を示すタイミングチャートである。

まず、ＬＥＤドライバ１１ＡによりＬＥＤ４０を入射時間Ｔ_ＯＮの間点灯させ、同時に演算部３１によりこの光Ｓ_８５０の入射に応じたデジタル信号ＡＤ_８５０（１）が取得される。次に、ＬＥＤドライバ１１ＡによりＬＥＤ３０を入射時間Ｔ_ＯＮの間点灯させ、同時に演算部３１によりこの光Ｓ_７３５の入射に応じたデジタル信号ＡＤ_７３５（１）が取得される。次に、再びＬＥＤドライバ１１ＡによりＬＥＤ４０を入射時間Ｔ_ＯＮの間点灯させ、演算部３１によりこの光Ｓ_８５０の入射に応じたデジタル信号ＡＤ_８５０（２）が取得される。次に、ＬＥＤ３０及び４０の何れも点灯させない状態で、演算部３１により、この無点灯状態に応じたデジタル信号ＡＤ_ＤＡＲＫ（１）が取得される。なお、ＬＥＤ３０及び４０の一方が消灯されてからＬＥＤ３０及び４０の他方が点灯されるまでの時間Ｔ_ＯＦＦはＬＥＤ３０及び４０の下降時間以上の長さの時間、例えば１ｎｓｅｃで一定である。これにより、異なる中心波長を有する光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０が生体Ｂに異なるタイミングで入射されることとなる。なお、時間Ｔ_ＯＦＦは入射時間Ｔ_ＯＮと同程度であるか、あるいは入射時間Ｔ_ＯＮより短いことが好ましい。

また、このようなＬＥＤドライバ１１Ａの制御により光Ｓ_８５０の入射周期が光Ｓ_７３５の入射周期より短くなる。本実施形態に係る生体計測装置１では、これを１ルーチンとして、このルーチンが繰り返される。この１ルーチンにおいて説明すると、演算部３１において、上記の得られた結果のうち、ＡＤ_８５０（１）、ＡＤ_７３５（１）及びＡＤ_ＤＡＲＫ（１）がオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの濃度変化の算出に用いられる。また、ＡＤ_８５０（１）、ＡＤ_８５０（２）及びＡＤ_ＤＡＲＫ（１）により脈波データが取得され、更にそのデータに基づいた生体機能評価が行われる。

（ヘモグロビン濃度変化の算出）
次に、このように取得されたデータに基づいて、演算部３１で行われる生体Ｂのオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビン濃度変化の算出方法について説明する。演算部３１によりデータ取得が開始された時点（ｔ＝０）から時間ｔが経過した際のデジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０をそれぞれＡＤ_７３５（ｔ）、ＡＤ_８５０（ｔ）とし、ＬＥＤ光源を入射しなかったときのＡＤＣ１７よるデジタル変換値をデジタル信号ＡＤ_ＤＡＲＫ（ｔ）とすると、中心波長７３５ｎｍにおける減光度変化ΔＯＤ_７３５（ｔ）及び８５０ｎｍにおける減光度変化ΔＯＤ_８５０（ｔ）はそれぞれ以下の式（１）及び式（２）によって求められる。ここで、減光度変化とは、ヘモグロビンの濃度変化に起因する検出光の強度変化をいう。

式（１）及び式（２）それぞれに、Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ則を適用することで、オキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）及びデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ）を示す以下の式（３）及び式（４）が導かれる。

ここで、ε_i ^j（ｉはＨｂ又はＨｂＯ_２）は以下の表１に示す吸収係数である。

このように、ＡＤＣ１７よるデジタル信号ＡＤ_７３５（ｔ）、ＡＤ_８５０（ｔ）及びＡＤ_ＤＡＲＫ（ｔ）から得られた中心波長７３５ｎｍにおける減光度変化ΔＯＤ_７３５（ｔ）、８５０ｎｍにおける減光度変化ΔＯＤ_８５０（ｔ）及び吸収係数ε_i ^j（ｉはＨｂ又はＨｂＯ_２）を式（３）、及び式（４）に代入することでオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）とデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ）が算出される。

（脈波データの算出）
続いて、本実施形態に係る演算部３１による脈波データの算出、及び算出された脈波データに基づく加速度脈波解析及び心拍変動解析について説明する。

脈波に関するデータは、図４で示されている１ルーチンを用いて説明すると、ＡＤ_８５０（１）、ＡＤ_８５０（２）及びＡＤ_ＤＡＲＫ（１）を取得することで得られる。すなわち、高速で動作させるＬＥＤ４０の光Ｓ_８５０に対応してＡＤＣ１７からのデジタル信号ＡＤ_８５０を取得することで得ることができる。

更に、演算部３１は、デジタル信号ＡＤ_８５０に対して加速度脈波解析方法を用いて自律神経系機能の評価を行う。具体的には、得られたデジタル信号ＡＤ_８５０に基づく脈波データに対して２回微分行い、得られた二次微分波の形状又は二次微分波で見られるピークを用いて器質的血管年齢、血管の伸展性等を評価する。

また、演算部３１は、高速に取得した脈波データの一拍一拍間の時間を求め、その変動に対して周波数解析を行い、すなわち心拍変動スペクトル解析法を用いて、低周波数領域と高周波数領域の強度の比を求めることにより、自律神経系機能の評価、例えばストレス、疲労、自律神経障害、起立性調節障害の評価等を行う。

本実施形態に係る生体計測装置１では、このような構成を採用することにより、互いに中心波長が異なる光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０を用いて最適化された低い周波数でサンプリングを行うことで、血液中の情報（オキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）とデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ））を精度よく算出することができる。同時に、入射周期が早い光Ｓ_８５０を用いて最適化された高い周波数でサンプリングを行うことで、精度よく自律神経系の生理指標（脈波データ）を算出すると共に、その算出されたデータに基づいて精度よく自律神経系機能の評価（器質的血管年齢、血管の伸展性等）を行うことができる。また、光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０が生体Ｂへ同時に入射しないため、光Ｓ_７３５及び光Ｓ_８５０が相互に干渉することが抑制され、デジタル信号ＡＤ_７３５及びデジタル信号ＡＤ_８５０のＳ／Ｎ比が向上される。その結果、上記の血液中の情報及び自律神経系の生理指標の算出結果の精度が更に向上される。

また、光Ｓ_７３５の中心波長は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも小さい値となる波長であり、光Ｓ_８５０の中心波長は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも大きい値となる波長である。動脈に流れる血液はほぼオキシヘモグロビンである。そのため、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも大きい値となる波長を高周波サンプリングが行われる光Ｓ_８５０として用いることで、効率よく自律神経系の生理指標を算出することができる。

（第２実施形態）
図５は、第２実施形態に係る生体計測装置２を模式的に示す図である。図５に示すように、本実施形態に係る生体計測装置２は、ＬＥＤ３０と、ＬＥＤ４０とからなるＬＥＤ部１１を備える生体計測装置２に対比して、オキシヘモグロビンの吸光係数とデオキシヘモグロビンの吸光係数とが等しい値となる波長８１０ｎｍ（図６参照）の光Ｓ_８１０を出射するＬＥＤ５０を更に備える点で相違する。その他の構成は、生体計測装置１の構成と同等であるため、同一符号を付して重複説明を省略する。

図７は、生体計測装置１の動作について説明するための図であり、１ルーチンにおける(ａ)ＬＥＤ３０の照射時間、（ｂ）ＬＥＤ４０の照射時間及び（ｃ）演算部３１のデータ取得時間を示すタイミングチャートである。生体計測装置２は、ＬＥＤドライバ１１ＡによりＬＥＤ３０の消灯後かつＬＥＤ４０の点灯前にＬＥＤ５０を入射時間Ｔ_ＯＮの間点灯させ（図７（ｃ）参照）、同時に演算部３１によりこの光Ｓ_８１０の入射に応じたデジタル信号ＡＤ_８１０（１）を取得する（図７（ｄ）参照）過程を更に１ルーチンに含む。また、演算部３１は、自律神経系の生理指標の算出（脈波データの算出）においては、第１実施形態の算出方法と同一の方法を用いるが、生体Ｂのオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビン濃度変化の算出においては光Ｓ_７３５、光Ｓ_８５０に加えて光Ｓ_８１０を更に考慮して算出する。以下、その算出方法について説明する。

（ヘモグロビン濃度変化の算出）
まず、３波長の減光度変化ΔＯＤ_λ（ｔ）（λ＝７３５，８１０，８５０）をオキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンの（モル）吸収係数ε_ＨｂＯ２（λ）、ε_Ｈｂ（λ）（ＯＤｍＭ^−１ｃｍ^−１）を用いて、回帰式、
ε_ＨｂＯ２（λ）ΔＨｂＯ_２＋ε_ＨｂＯ２（λ）ΔＨｂ＝ΔＯＤ_λ（ｔ）
に近似する。このときの誤差は、
ε_ＨｂＯ２（λ）ΔＨｂＯ_２＋ε_ＨｂＯ２（λ）ΔＨｂ−ΔＯＤ_λ（ｔ）
で表される。

オキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）及びデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ）は、上記の誤差の２乗の総和を表す以下の式（５）が最小になるように選ばれる。

すなわち、Ｅ（ΔＨｂＯ_２，ΔＨｂ）をΔＨｂＯ_２及びΔＨｂそれぞれで偏微分して、その偏微分値が０になるようにする。これは、以下の式（６）及び式（７）ように表すことができる。

また、上記の式（６）及び式（７）は以下の式（８）にように簡略化することができる。

また、式（８）を行列で表すと、以下の式（９）ように表される。

また、式（９）から以下の式（１０）を得ることができる。

更に、式（１０）の以下の式（１１）のように置換すると、式（１０）は式（１２）と表すことができる。

式（１２）から分かるように、３つの互いに異なる中心波長を有する光を用いる場合には、オキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）及びデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ）は上記式（１２）の２元連立一次方程式を解く問題に帰着する。このように、演算部３１は、既知の２次正方行列データ^ｔＡＡと測定データから求めることができる２次列ベクトルデータ^ｔＡＭを予め計算しておいて、上記式（１０）の２元連立一次方程式の解より、ＬＵ分解法によりオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）及びデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ）を算出する。

第２実施形態に係る生体計測装置２は、オキシヘモグロビンの吸光係数とデオキシヘモグロビンの吸光係数とが等しい中心波長８１０ｎｍを出射するＬＥＤ５０を更に備え、１ルーチン中にＬＥＤ５０の点灯による生体Ｂに対して照射を行い、これに応じたデジタル信号ＡＤ_８１０（１）を取得してオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂＯ_２（ｔ）及びデオキシヘモグロビン濃度変化ΔＨｂ（ｔ）を算出する際にデジタル信号ＡＤ_８１０（１）をも参照することにより、第１実施形態に係る生体計測装置１と同様の効果が得られるほか、算出結果の精度をより向上させることができる。

本発明に係る生体計測装置は、上記した実施形態及び変形例に限られるものではなく、他に様々な変形が可能である。例えば、上記実施形態において、光源としてＬＥＤ３０〜ＬＥＤ５０が例示されたが、光源としてはレーザダイオード、固体レーザ、色素レーザ、又は気体レーザを用いることもできる。また、表１に記載されているヘモグロビン（Ｈｂ、ＨｂＯ_２）吸収係数はあくまでも一例に過ぎず、測定方法や測定条件等により異なり得る。

第１実施形態に係る生体計測装置１の構成図である。 図１に示した生体計測装置１の概略構成図を示す図である。 ヘモグロビンの吸光係数と入射光の波長との関係を示す図である。 本実施形態に係る生体計測装置１の動作について説明するためのタイミングチャートである。 第２実施形態に係る生体計測装置２を模式的に示す図である。 ヘモグロビンの吸光係数と入射光の波長との関係を示す図である。 第２実施形態に係る生体計測装置２の動作について説明するためのタイミングチャートである。

符号の説明

１，２…生体計測装置、１１…ＬＥＤ部、１１Ａ…ＬＥＤドライバ、１３…フォトダイオード、３１…演算部、３３…表示部。

Claims (3)

1. 互いに異なる中心波長を有し、且つ互いに同時に入射しない第１検査光及び第２検査光を、前記第２検査光の入射周期が前記第１検査光の入射周期より短くなるように生体に入射する光入射手段と、
   前記光入射手段による前記第１検査光及び前記第２検査光の入射に伴い、前記第１検査光及び前記第２検査光それぞれに対応して前記生体から出る第１拡散光及び第２拡散光を検出して、前記第１拡散光及び前記第２拡散光それぞれの強度に対応する第１出力信号及び第２出力信号を生成して前記第１出力信号及び前記第２出力信号を出力する光検出手段と、
   前記第１出力信号及び前記第２出力信号に基づいて前記生体の血液中の情報を算出し、前記第２出力信号に基づいて前記生体の自律神経系の生理指標を算出する演算手段と、
   を備えることを特徴とする、生体計測装置。
2. 前記第１検査光の中心波長は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも小さい値となる波長であり、
   前記第２検査光の中心波長は、オキシヘモグロビンの吸光係数がデオキシヘモグロビンの吸光係数よりも大きい値となる波長であることを特徴とする請求項１に記載の生体計測装置。
3. 前記光入射手段は、デオキシヘモグロビンの吸光係数とオキシヘモグロビンの吸光係数とが等しい中心波長を有し、且つ前記第１検査光又は前記第２検査光と同時に入射しない第３検査光を前記生体に更に入射し、
   前記光検出手段は、前記光入射手段による前記第３検査光の入射に伴い、前記生体から出る第３拡散光を検出して、前記第３拡散光の強度に対応する第３出力信号を生成して前記第３出力信号を出力し、
   前記演算手段は、前記第１出力信号、前記第２出力信号及び前記第３出力信号に基づいて前記生体の血液中の情報を算出することを特徴とする請求項２に記載の生体計測装置。

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