JP2018029870A - 検出装置および検出方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】相異なる複数の経路が測定部位内において位置する組織の、種類の違いを補償した検出信号を生成する。【解決手段】生体情報の特定に使用される第1検出信号と第2検出信号を生成する検出装置で、時間軸上で繰り返される第1期間と第2期間に測定部位にコヒーレント光を出射する発光部Eと、発光部から第1期間に出射して測定部位内にて第1経路を通過したコヒーレント光の受光レベルに応じた第1検出信号と、発光部から第2期間に出射して測定部位内にて第1経路とは異なる第2経路を通過したコヒーレント光の受光レベルに応じた第2検出信号とを生成する信号生成部60と、第1検出信号と第2検出信号から赤血球数に応じた指標を算定する指標算定部41と、各指標が相互に近づくように、第1期間および第2期間について、当該期間の時間長と、出射するコヒーレント光の発光強度とを調整する調整部43とを具備する検出装置50。【選択図】図2
Description
本発明は、生体情報を測定するための技術に関する。
生体に対する光照射により生体情報を非侵襲で測定する各種の測定技術が従来から提案されている。例えば特許文献1には、LEDから出射して指の内部で通過した光を受光した2つのフォトダイオードの各々で生じた信号から動脈中の酸素飽和量を測定する構成が開示されている。
LEDから出射される光が生体内において通過する組織は、光を出射する条件によって異なる。例えば、特許文献1の技術では、LEDと2つのフォトダイオードとを有するセンサーは指を挟んで固定されるので、指内部の各組織の厚みは指に加わる力に応じて変化する。したがって、各フォトダイオードに到達する光が指内部において通過する組織の種類が異なる可能性がある。各フォトダイオードに到達する光が生体内において通過する組織の種類が異なると、各フォトダイオードで生成される信号から算定される酸素飽和量には誤差が生じ得る。以上の事情を考慮して、本発明は、相異なる複数の経路が測定部位内において位置する組織の種類の違いを高精度に補償した検出信号を生成することを目的とする。ひいては、生体情報を高精度に測定することを目的とする。
以上の課題を解決するために、本発明の好適な態様に係る検出装置は、生体情報の特定に使用される第1検出信号および第2検出信号を生成する検出装置であって、時間軸上で繰り返される第1期間と第2期間との各々において測定部位にコヒーレント光を出射する発光部と、発光部から各第1期間に出射して測定部位内において第1経路を通過したコヒーレント光の受光レベルに応じた第1検出信号と、発光部から各第2期間に出射して測定部位内において第1経路とは相異なる第2経路を通過したコヒーレント光の受光レベルに応じた第2検出信号とを生成する信号生成部と、第1検出信号と第2検出信号との各々から赤血球数に応じた指標を算定する指標算定部と、指標算定部が算定した各指標が相互に近づくように、第1期間および第2期間の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射するコヒーレント光の発光強度との一方または双方を調整する調整部とを具備する。以上の構成では、第1検出信号と第2検出信号との各々から算定されて赤血球数に応じた指標が相互に近づくように、第1期間および第2期間の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射するコヒーレント光の発光強度との一方または双方が調整される。したがって、例えば第1検出信号と第2検出信号との各々から算定される赤血球数に応じた指標が大きく乖離する場合と比較して、第1経路と第2経路とが測定部位内において位置する組織の種類の違い、つまり第1検出信号と第2検出信号との各々に反映される血液量の違いを高精度に補償した第1検出信号と第2検出信号とを生成することができる。ひいては、生体情報を高精度に測定することが可能である。
本発明の好適な態様において、第1期間と第2期間とは所定の周期で交互に繰り返される。以上の構成では、第1期間と第2期間とは、所定の周期で繰り返される。したがって、各第1期間での受光レベルに応じた検出値(デジタルデータ)と各第2期間での受光レベルに応じた検出値とを生成する処理(A/D変換)が容易である。また、第1期間と第2期間とは交互に繰り返されるので、各第1期間での受光レベルに応じた検出値と各第2期間での受光レベルに応じた検出値とのサンプリングが簡素化される。
本発明の好適な態様において、発光部は、第1経路を通過する光を第1期間に出射する第1発光素子と、第2経路を通過する光を第2期間に出射する第2発光素子とを含む。以上の構成では、第1発光素子が第1期間に光を出射し、第2発光素子が第2期間に光を出射する。したがって、例えば第1期間と第2期間とで同一の発光素子から光を出射する構成と比較して、第1期間と第2期間とで異なる波長帯域の光を出射する構成を容易に実現することが可能である。
本発明の好適な態様において、信号生成部は、第1経路を通過した光を受光する第1受光素子と、第2経路を通過した光を受光する第2受光素子とを含み、第1受光素子の受光レベルに応じた第1検出信号と第2受光素子の受光レベルに応じた第2検出信号とを生成する。以上の構成では、第1受光素子の受光レベルに応じた第1検出信号と第2受光素子の受光レベルに応じた第2検出信号とが生成される。したがって、受光素子を1個しか含まない構成と比較して、受光特性(特定帯域に対する受光感度)を第1受光素子と第2受光素子とで個別に波長範囲を最適化することが可能である。
本発明の好適な態様に係る検出方法は、生体情報の特定に使用される第1検出信号および第2検出信号を生成する検出方法であって、コンピューターが、時間軸上で繰り返される第1期間と第2期間との各々において測定部位にコヒーレント光を出射し、各第1期間に出射して測定部位内において第1経路を通過したコヒーレント光の受光レベルに応じた第1検出信号と、各第2期間に出射して測定部位内において第1経路とは相異なる第2経路を通過したコヒーレント光の受光レベルに応じた第2検出信号とを生成し、第1検出信号と第2検出信号との各々から赤血球数に応じた指標を算定し、算定された各指標が相互に近づくように、第1期間および第2期間の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射するコヒーレント光の発光強度との一方または双方を調整する。以上の方法では、第1検出信号と第2検出信号との各々から算定されて赤血球数に応じた指標が相互に近づくように、第1期間および第2期間の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射するコヒーレント光の発光強度との一方または双方が調整される。したがって、例えば第1検出信号と第2検出信号との各々から算定される赤血球数に応じた指標が大きく乖離する場合と比較して、第1経路と第2経路とが測定部位内において位置する組織の種類の違い、つまり第1検出信号と第2検出信号との各々に反映される血液量の違いを高精度に補償した第1検出信号と第2検出信号とを生成することができる。ひいては、生体情報を高精度に測定することが可能である。
<第1実施形態>
図1は、本発明の第1実施形態に係る測定装置100の側面図である。第1実施形態の測定装置100は、被験者の生体情報を非侵襲的に測定する生体計測機器であり、被験者の身体のうち測定対象となる部位(以下「測定部位」という)Mに装着される。第1実施形態の測定装置100は、筐体部12とベルト14とを具備する腕時計型の携帯機器であり、測定部位Mの例示である手首にベルト14を巻回することで被験者の手首に装着可能である。第1実施形態では酸素飽和度(SpO2)を生体情報として例示する。酸素飽和度は、被験者の血液中のヘモグロビンのうち酸素と結合したヘモグロビンの割合(%)を意味し、被験者の呼吸機能を評価するための指標である。
図1は、本発明の第1実施形態に係る測定装置100の側面図である。第1実施形態の測定装置100は、被験者の生体情報を非侵襲的に測定する生体計測機器であり、被験者の身体のうち測定対象となる部位(以下「測定部位」という)Mに装着される。第1実施形態の測定装置100は、筐体部12とベルト14とを具備する腕時計型の携帯機器であり、測定部位Mの例示である手首にベルト14を巻回することで被験者の手首に装着可能である。第1実施形態では酸素飽和度(SpO2)を生体情報として例示する。酸素飽和度は、被験者の血液中のヘモグロビンのうち酸素と結合したヘモグロビンの割合(%)を意味し、被験者の呼吸機能を評価するための指標である。
図2は、測定装置100の機能に着目した構成図である。図2に例示される通り、第1実施形態の測定装置100は、制御装置20と記憶装置22と表示装置24と駆動回路26と発光部EとA/D変換器28と受光部Rとを具備する。制御装置20および記憶装置22は筐体部12の内部に設置される。
制御装置20は、CPU(Central Processing Unit)またはFPGA(Field-Programmable Gate Array)等の演算処理装置であり、測定装置100の全体を制御する。記憶装置22は、例えば不揮発性の半導体メモリーで構成され、制御装置20が実行するプログラムと制御装置20が使用する各種のデータ(例えば酸素飽和度を特定するためのテーブル)とを記憶する。第1実施形態の制御装置20は、記憶装置22に記憶されたプログラムを実行することで、被験者の酸素飽和度を測定するための複数の機能(制御部32,特定部34,報知部36)を実現する。なお、制御装置20の機能を複数の集積回路に分散した構成、または、制御装置20の一部もしくは全部の機能を専用の電子回路で実現した構成も採用され得る。また、図2では制御装置20と記憶装置22とを別体の要素として図示したが、記憶装置22を内包する制御装置20を例えばASIC(Application Specific Integrated Circuit)等により実現することも可能である。表示装置24(例えば液晶表示パネル)は、図1に例示される通り、筐体部12の表面(例えば測定部位Mとは反対側の表面)に設置され、測定結果を含む各種の画像を制御装置20による制御のもとで表示する。駆動回路26は、発光部Eを駆動する。
図2の発光部Eと受光部Rとは、測定部位Mの状態に応じた受光信号PA(第1受光信号PA1および第2受光信号PA2)を生成するセンサーモジュールである。発光部Eと受光部Rとは、例えば筐体部12のうち測定部位Mとの対向面(以下「検出面」という)18に設置される。図1の検出面18は、平面または曲面である。発光部Eと受光部Rとは検出面18に設置され、測定部位Mからみて一方側に位置する。
図2の発光部Eは、測定部位Mに光を出射する。第1実施形態において発光部Eが出射する光Lは、干渉性が高いコヒーレントな光(すなわちレーザー光)である。第1実施形態の発光部Eは、第1期間T1にコヒーレント光L1を出射する第1発光素子E1と、第2期間T2にコヒーレント光L2を出射する第2発光素子E2とを具備する。例えば、検出面18から測定部位Mに対して垂直方向に光Lを出射するVCSEL(Vertical Cavity Surface Emitting LASER)が第1発光素子E1および第2発光素子E2の各々として好適に利用される。第1実施形態では、コヒーレント光L1とコヒーレント光L2との波長λは異なる。例えば、コヒーレント光L1は、近赤外光(波長λ1=800nm〜1300nm)であり、コヒーレント光L2は、赤色光(波長λ2=600nm〜800nm)である。第1発光素子E1と第2発光素子E2とは、図2の駆動回路26から供給される駆動電流により駆動されて光Lを出射する。
図3は、発光部Eによる発光動作の説明図である。発光部Eは、時間軸上で繰り返される第1期間T1と第2期間T2との各々においてコヒーレント光Lを出射する。図3に例示される通り、第1期間T1と第2期間T2とは所定の周期Cで交互に繰り返される。周期Cは、脈拍と比較して十分に短い周期である。第1期間T1と第2期間T2との各々は、周期Cのうちの一部の時間長である。図3に例示される通り、第1期間T1を含む周期C1と、第2期間T2を含む周期C2とが時間軸上で交互に繰り返される。第1発光素子E1は、周期C1のうち第1期間T1内においてはコヒーレント光L1を発光強度H1で出射し、周期C1のうち第1期間T1以外の期間と周期C2とにおいては消灯する。各第1期間T1において、発光強度H1は一定である。第2発光素子E2は、周期C2のうち第2期間T2に相当する時間長はコヒーレント光L2を発光強度H2で出射し、周期C2のうち第2期間T2以外の期間と周期C1とは消灯する。各第2期間T2において、発光強度H2は一定である。発光強度H1と発光強度H2との異同は不問である。駆動回路26は、制御装置20からの指示に応じて、第1発光素子E1に対して第1期間T1に駆動電流を供給し、第2発光素子E2に対して第2期間T2に駆動電流を供給する。したがって、第1発光素子E1は各第1期間T1においてコヒーレント光L1を出射し、第2発光素子E2は各第2期間T2においてコヒーレント光L2を出射する。
発光部E(第1発光素子E1および第2発光素子E2)から出射したコヒーレント光Lは、測定部位Mに入射するとともに測定部位Mの内部で反射および散乱を繰り返したうえで検出面18側に出射して信号生成部60(受光部R)に到達する。すなわち、発光部Eと受光部Rとで反射型の光学センサーとして機能する。
図2の受光部Rは、測定部位Mから到達する光の受光レベルに応じたアナログの第1受光信号PA1と第2受光信号PA2とを生成する。第1実施形態の受光部Rは、第1受光素子R1と第2受光素子R2とを含む。第1受光素子R1は、第1発光素子E1から各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光L1を受光して、当該受光レベルに応じた第1受光信号PA1を生成する。第2受光素子R2は、第2発光素子E2から各第2期間T2に出射して測定部位M内において第1経路B1とは相異なる第2経路B2を通過したコヒーレント光L2を受光して、当該受光レベルに応じた第2受光信号PA2を生成する。例えば、測定部位Mに対向する受光面で光Lを受光するフォトダイオード(PD:Photo Diode)等の光電変換素子が第1受光素子R1および第2受光素子R2の各々として好適に利用される。
図4には、第1経路B1と第2経路B2とが図示されている。第1経路B1と第2経路B2との各々は、例えば発光部Eから受光部Rに到達する光が測定部位Mの内部で伝搬する範囲をいう。第1経路B1と第2経路B2は、所定値を上回る強度の光が分布する範囲(いわゆるバナナシェイプ)を意味する。第1実施形態では、図4に例示される通り、第1発光素子E1から第1受光素子R1に到達するコヒーレント光L1が通過する第1経路B1と、第2発光素子E2から第2受光素子R2に到達するコヒーレント光L2が通過する第2経路B2を例示する。測定部位M内には、複数種の組織(例えば血管J)が存在する。
図4に例示される通り、第1実施形態では、第1発光素子E1と第2発光素子E2と第1受光素子R1と第2受光素子R2とが検出面18に設置されて直線上に位置する。第1発光素子E1から第1受光素子R1までの距離(例えば中心間距離)と、第2発光素子E2から第2受光素子R2までの距離とは等距離である。以上の通り、第1発光素子E1および第1受光素子R1の対と第2発光素子E2および第2受光素子R2の対とが測定部位Mに対して検出面18に設置される位置が異なるので、第1経路B1と第2経路B2とは相異なる。
図2のA/D変換器28は、受光部Rで生成された受光信号PA(アナログ信号)をA/D変換することで、酸素飽和度の特定に使用される第1検出信号PD1および第2検出信号PD2を生成する。具体的には、A/D変換器28は、第1期間T1を含む周期C1内において第1受光信号PA1を時間積分した検出値の時系列を図5の第1検出信号PD1として生成し、第2期間T2を含む周期C2内において第2受光信号PA2を時間積分した検出値の時系列を図5の第2検出信号PD2として生成する。前述した通り、第1期間T1と第2期間T2とが所定の周期Cで繰り返されるので、各第1期間T1での受光レベルに応じた検出値と各第2期間T2での受光レベルに応じた検出値とを生成する処理(つまりA/D変換)が容易である。また、第1期間T1と第2期間T2とは交互に繰り返されるので、各第1期間T1での受光レベルに応じた検出値と各第2期間T2での受光レベルに応じた検出値とのサンプリングが簡素化される。
以上の説明から理解される通り、受光部RとA/D変換器28とは、発光部Eから各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光L1の受光レベルに応じた第1検出信号PD1と、発光部Eから各第2期間T2に出射して測定部位M内において第1経路B1とは相異なる第2経路B2を通過したコヒーレント光L2の受光レベルに応じた第2検出信号PD2とを生成する信号生成部60として機能する。なお、信号生成部60は、例えば受光信号PAを増幅する増幅回路を包含するが、図1では増幅回路の図示を省略した。
測定部位Mの血管Jは、心拍と同等の周期で反復的に拡張および収縮する。拡張時と収縮時とで血管J内の血液による血流量は相違するから、測定部位Mからの受光レベルに応じて受光部Rが生成する第1検出信号PD1および第2検出信号PD2は、図5に例示される通り、測定部位Mの動脈の血流量の変動に対応した周期的な変動成分を含む血流波信号である。第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々は、変動成分と定常成分とを含む。変動成分は、被験者の脈動に連動して周期的に変動する脈波成分であり、例えば検出信号PD(PD1,PD2)の高域成分としてハイパスフィルターで抽出される。他方、定常成分は、変動成分と比較して充分に長い時間(例えば数分から数時間)をかけて変動する成分(理想的には定常的に維持される直流成分)であり、例えば検出信号PDの低域成分としてローパスフィルターで抽出される。
ところで、第1受光素子R1と第2受光素子R2との各々に到達する光Lが生体内において通過する組織の種類が異なる場合、つまり図4の第1経路B1と第2経路B2とが測定内部において位置する組織の種類が異なる場合、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とから特定される酸素飽和度には誤差が生じ得るという問題がある。以上の問題を解決するために、第1実施形態では、被験者の赤血球数に応じた指標G(G1,G2)を使用する。具体的には、第1検出信号PD1から算定される指標G1と、第2検出信号PD2から算定される指標G2とに着目する。指標G1および指標G2は、例えば赤血球数に応じて変動する値である。
指標G1と指標G2とは、第1経路B1と第2経路B2とが測定部位M内において位置する組織の種類に応じて変動する。具体的には、指標Gは、経路Bを通過した赤血球数の指標であり、血管Jと経路Bとが重複する範囲に応じて変動する。血液量に対する赤血球の密度は、場所に関係なく一定である。したがって、第1検出信号PD1から算定される指標G1と第2検出信号PD2から算定される指標G2とが同程度である場合、第1経路B1を通過する血液量と第2経路B2を通過する血液量とは近似(理想的には一致)する可能性が高い。そこで、第1実施形態では、指標G1と指標G2とが相互に近づくように第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を制御することで、第1経路B1と第2経路B2とが測定部位M内において位置する組織の種類の違い(つまり検出信号PDに反映される血液量の違い)を補償した第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを生成する。
図2の制御部32は、指標算定部41と調整部43とを具備し、第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とが相互に近づくように第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を制御する。
指標算定部41は、第1検出信号PD1から指標G1を算定し、第2検出信号PD2から指標G2を算定する。具体的には、指標算定部41は、まず、第1検出信号PD1についてパワースペクトルP1(f)を算出し、第2検出信号PD2についてパワースペクトルP2(f)を算出する。パワースペクトルP1(f),P2(f)の算出には、高速フーリエ変換(FFT:Fast Fourier Transform)等の公知の技術が任意に採用され得る。
指標算定部41は、次に、算出したパワースペクトルP1(f)から指標G1を求め、算出したパワースペクトルP2(f)から指標G2を求める。指標G(G1,G2)は、例えば、以下の式(1)で表現される。記号I2は、検出信号PDの合計パワーを意味し、記号f1および記号f2は、所定の遮断周波数を意味する。
ここで、発光部Eがインコヒーレントな光を出射する場合、インコヒーレントな光は、波長範囲が広く、かつ、生体内部で散乱し易いため、受光部Rで受光した光の分光特性は広い波長範囲にわたって平坦化する。したがって、インコヒーレントな光を出射する場合、血液中の赤血球による散乱の影響を反映したスペクトルを明確に抽出することができない。一方で、コヒーレント光は、波長範囲は狭く、かつ、インコヒーレントな光と比較して生体内部で散乱し難いため、受光部Rで受光した光の分光特性は狭い波長範囲内に分布する。したがって、発光部Eがコヒーレント光Lを出射する第1実施形態の構成によれば、血液中の赤血球による散乱の影響を反映したスペクトルを明確に抽出することができ、インコヒーレントな光を出射する構成と比較して指標Gをより正確に算出することが可能である。もっとも、指標Gの推定精度について特段の問題がなければ、発光部Eがインコヒーレントな光を出射する構成も採用され得る。
図2の調整部43は、指標算定部41が算定した指標G1と指標G2とが近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を制御する。具体的には、調整部43は、指標G1と指標G2との相違を表わす指標(例えば指標G1と指標G2との差の絶対値|G1−G2|)と所定の閾値との比較結果に応じて、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長の調整処理を実行する。調整部43は、例えば絶対値|G1−G2|が所定の閾値を上回る場合に、指標G1と指標G2とが近づく(理想的には一致する)ように、各周期Cの時間長は一定のまま、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長(デューティ比)を調整する。所定の閾値は、実験的または統計的に選定される。
第1期間T1を長くした場合、指標G1は大きくなり、同様に、第2期間T2の時間長を長くした場合、指標G2は大きくなるという傾向がある。したがって、指標G1が指標G2を上回る場合、調整部43は、第1期間T1の短縮および第2期間T2の伸長の少なくとも一方により指標G1と指標G2とを近づける。他方、指標G1が指標G2を下回る場合、調整部43は、第1期間T1の伸長および第2期間T2の短縮の少なくとも一方により指標G1と指標G2とを近づける。具体的には、調整部43は、発光部Eに駆動電流を供給する時間長を駆動回路26に指示することで、第1期間T1および第2期間T2の時間長を制御する。図2の駆動回路26は、制御部32(調整部43)からの指示に応じた時間長の第1期間T1および第2期間T2において発光部Eに駆動電流を供給する。以上の説明から理解される通り、発光部Eと信号生成部60と制御部32とは、生体情報の特定に使用される第1検出信号PD1および第2検出信号PD2を生成する検出装置50として機能する。すなわち、検出装置50は、発光部Eと信号生成部60と制御部32とを含むセンサーモジュールの形態で提供されて測定装置100に搭載され得る。
特定部34は、信号生成部60が生成した第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とから被験者の酸素飽和度を特定する。特定部34による酸素飽和度の特定には公知の技術が任意に採用され得る。例えば、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とから算定される変動比Φと酸素飽和度との対応を利用して酸素飽和度を特定することが可能である。
変動比Φは、以下の数式(2)で表現される通り、成分比X1に対する成分比X2の比率である。成分比X1は、第1検出信号PD1に含まれる変動成分の変動幅Q1(AC)と定常成分の成分値Q1(DC)との強度比である。成分比X2は、第2検出信号PD2に含まれる変動成分の変動幅Q2(AC)と定常成分の成分値Q2(DC)との強度比である。変動成分の変動幅Q(AC)は、図5に例示される通り、検出信号PDの振幅である。変動成分の変動幅Q(AC)の算定には、公知の技術が任意に採用され得る。特定部34は、例えば、図5の第1検出信号PD1の最大値Kmax1と最小値Kmin1との差(Kmax1−Kmin1)を第1検出信号PD1の変動幅Q1(AC)として算定し、図5の第2検出信号PD2の最大値Kmax2と最小値Kmin2との差(Kmax2−Kmin2)を第2検出信号PD2の変動幅Q2(AC)として算定する。
定常成分の成分値Q(DC)の算定には、公知の技術が任意に採用され得る。特定部34は、例えば、図5の第1検出信号PD1の振幅の最大値Kmax1と最小値Kmin1との平均値((Kmax1+Kmin1)/2)を成分値Q1(DC)として算定し、図5の第2検出信号PD2の振幅の最大値Kmax2と最小値Kmin2との平均値((Kmax2+Kmin2)/2)を成分値Q2(DC)として算定する。最大値Kmax1および最大値Kmax2は、複数周期にわたる最大値の平均であり、最小値Kmin1および最小値Kmin2は、複数周期にわたる最小値の平均である。なお、受光部Rの消灯時(すなわち太陽光や照明光等の環境光のみの受光時)の受光レベルを検出信号PDから減算したうえで定常成分を算定することも可能である。
数式(2)の変動比Φと酸素飽和度とは相互に相関する。特定部34は、変動比Φの各数値と酸素飽和度の各数値とを相互に対応させたテーブルを参照して、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とから算定した変動比Φに対応する酸素飽和度を測定結果として特定する。
報知部36は、特定部34が特定した酸素飽和度を表示装置24に表示させる。なお、酸素飽和度が所定の範囲外の数値に変動した場合に、報知部36が利用者に警告(呼吸機能の障害の可能性)を報知する構成も好適である。
図6は、制御装置20の動作のフローチャートである。利用者からの測定装置100に対する起動の指示を契機として、図6の処理が開始する。調整部43は、所定の初期値に設定された時間長の第1期間T1および第2期間T2における駆動電流の供給を、駆動回路26に指示する(S1)。駆動回路26から供給される駆動電流により、第1発光素子E1は、各第1期間T1に測定部位Mにコヒーレント光L1を出射し、第2発光素子E2は、各第2期間T2に測定部位Mにコヒーレント光L2を出射する。信号生成部60は、第1発光素子E1から各第1期間T1に出射して第1経路B1を通過したコヒーレント光L1の受光レベルに応じた第1検出信号PD1と、第2発光素子E2から各第2期間T2に出射して第2経路B2を通過したコヒーレント光L2の受光レベルに応じた第2検出信号PD2とを生成する。指標算定部41は、信号生成部60により生成された第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを取得する(S2)。指標算定部41は、取得した第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とを算定する(S3)。
調整部43は、算定した指標G1と指標G2との差の絶対値|G1−G2|が所定の閾値を下回るか否かを判定する(S4)。調整部43は、絶対値|G1−G2|が所定の閾値を上回る場合(S4;NO)、指標G1と指標G2とが相互に近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を調整する(S5)。具体的には、調整部43は、第1期間T1または第2期間T2の時間長に所定値Δを加算または減算する。例えば、指標G1が指標G2を上回る場合、調整部43は、第1期間T1から所定値Δを減算する、または、第2期間T2に所定値Δを加算する。他方で、指標G1が指標G2を下回る場合、調整部43は、第1期間T1から所定値Δを加算する、または、第2期間T2に所定値Δを減算する。ステップS5の調整処理の後に、ステップS1からステップS4までの処理が再度繰り返される。以上の説明から理解される通り、ステップS1からステップS5の処理が反復されることにより、指標G1と指標G2とが相互に近づく。ステップS1からステップS5の処理の反復により、絶対値|G1−G2|が所定の閾値を下回った場合(S4;YES)、つまり指標G1と指標G2とが相互に近づいた場合、特定部34は、第1期間T1および第2期間T2の調整後に生成された第1検出信号PD1および第2検出信号PD2から酸素飽和度を特定する(S6)。報知部36は、特定部34が特定した酸素飽和度の表示を表示装置24に指示する(S7)。
以上の説明から理解される通り、第1実施形態では、第1検出信号PD1から算定される赤血球数の指標G1と第2検出信号PD2から算定される赤血球数の指標G2とが相互に近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長が制御される。したがって、例えば第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とが大きく乖離する場合と比較して、第1経路B1と第2経路とが測定部位M内において位置する組織の種類の違い、つまり第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々に反映される血液量の違いを高精度に補償した第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを生成することができる。ひいては、生体情報を高精度に測定することが可能である。
なお、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々に反映される血液量を近似させる構成としては、第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とを相互に近づける構成以外に、第1検出信号PD1の定常成分の成分値Q1(DC)と第2検出信号PD2の定常成分の成分値Q2(DC)とを相互に近づける構成も考えられる。しかし、定常成分の成分値Q(DC)は、血液量以外の多くの要因(例えば測定部位に加わる押圧)でも変動する。したがって、成分値Q1(DC)と成分値Q2(DC)とを相互に近づける構成では、成分値Q1(DC)と成分値Q2(DC)とが仮に一致しても、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々に反映される血液量は必ずしも近似しない。第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とを相互に近づける第1実施形態の構成によれば、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々に反映される血液量をより高精度に近づけることが可能である。
<第2実施形態>
本発明の第2実施形態を説明する。なお、以下に例示する各構成において作用や機能が第1実施形態と同様である要素については、第1実施形態の説明で使用した符号を流用して各々の詳細な説明を適宜に省略する。
本発明の第2実施形態を説明する。なお、以下に例示する各構成において作用や機能が第1実施形態と同様である要素については、第1実施形態の説明で使用した符号を流用して各々の詳細な説明を適宜に省略する。
図7は、第2実施形態に係る測定装置100の機能に着目した構成図であり、図8には、発光部Eと受光部Rの位置関係が図示されている。第1実施形態の受光部Rは、コヒーレント光L1を受光する第1受光素子R1とコヒーレント光L2を受光する第2受光素子R2とを含むのに対して、第2実施形態の受光部Rは、図7および図8に示すように、コヒーレント光L1およびコヒーレント光L2を受光する1個の受光素子R0を含む。つまり、第1実施形態ではコヒーレント光L1およびコヒーレント光L2の受光に別個の受光素子R1,R2が使用されたのに対して、第2実施形態ではコヒーレント光L1およびコヒーレント光L2の受光に共通の受光素子R0が使用される。
発光部Eは、第1実施形態と同様に、第1発光素子E1と第2発光素子E2とを含み、図3に例示される通り、時間軸上で所定の周期Cで交互に繰り返される第1期間T1と第2期間T2との各々において光Lを出射する。第1実施形態と同様に、第1発光素子E1は、周期C1のうち第1期間T1内にコヒーレント光L1を出射し、第2発光素子E2は、周期C2のうち第2期間T2内にコヒーレント光L2を出射する。発光部E(第1発光素子E1および第2発光素子E2)から出射したコヒーレント光Lは、第1実施形態と同様に、測定部位Mに入射するとともに測定部位Mの内部で反射および散乱を繰り返したうえで検出面18側に出射して信号生成部60(受光部R)に到達する。
第2実施形態の受光部Rは、上述した通り、1個の受光素子R0を含む。具体的には、図8に例示される通り、第1発光素子E1と第2発光素子E2とは、受光素子R0を挟んで反対側かつ等距離に位置する。すなわち、第1発光素子E1と第2発光素子E2と受光素子R0とは検出面18の面内方向の直線上に位置し、第1発光素子E1から受光素子R0までの距離(例えば中心間距離)は、第2発光素子E2から受光素子R0までの距離と等しい。
受光素子R0は、第1発光素子E1から各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光L1と、第2発光素子E2から各第2期間T2に出射して測定部位M内において第1経路B1とは相異なる第2経路B2を通過したコヒーレント光L2とを受光して、当該受光レベルに応じた受光信号PA0を生成する。つまり、受光信号PA0は、第1経路B1を通過したコヒーレント光L1の受光レベルに応じた成分と第2経路B2を通過したコヒーレント光L2の受光レベルに応じた成分との双方を含む。図8に例示される通り、第1発光素子E1と第2発光素子E2とが測定部位Mに対して検出面18に設置される位置が異なるので、第1経路B1と第2経路B2とは相異なる。
図7のA/D変換器28は、受光部Rで生成された受光信号PA0(アナログ信号)をA/D変換することで、第1実施形態と同様の第1検出信号PD1および第2検出信号PD2を生成する。具体的には、A/D変換器28は、第1期間T1を含む周期C1内において受光信号PA0を時間積分した検出値の時系列を図5の第1検出信号PD1として生成し、第2期間T2を含む周期C2内において受光信号PA0を時間積分した検出値の時系列を図5の第2検出信号PD2として生成する。つまり、第2実施形態のA/D変換器28は、1個の受光信号PAから第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを分離して生成する。以上の説明から理解される通り、受光部RとA/D変換器28とは、第1実施形態と同様に、発光部Eから各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光L1の受光レベルに応じた第1検出信号PD1と、発光部Eから各第2期間T2に出射して測定部位M内において第1経路B1とは相異なる第2経路B2を通過したコヒーレント光L2の受光レベルに応じた第2検出信号PD2とを生成する信号生成部60として機能する。
図7の制御部32は、第1実施形態と同様に、指標算定部41と調整部43とを具備し、第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とが相互に近づくように第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を制御する。特定部34による酸素飽和度の特定と報知部36による酸素飽和度の報知とは第1実施形態と同様である。
以上の説明から理解される通り、第2実施形態においても第1実施形態と同様の効果が得られる。第2実施形態では特に、第1期間T1に出射されたコヒーレント光L1と第2期間T2に出射されたコヒーレント光L2の受光に共通の受光素子R0を使用しているので、第1期間T1に出射されたコヒーレント光L1と第2期間T2に出射されたコヒーレント光L2とを受光するのに別個の受光素子R1,R2を使用する第1実施形態と比較して、検出装置50の小型化が可能である。また、第2実施形態では、別個の受光素子R1,R2を使用する第1実施形態と比較して、第1経路B1と第2経路B2との位置が近くなるので、第1経路B1と第2経路B2とが測定部位M内において位置する組織の種類が同じになりやすい、つまり第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々に反映される血液量が近似しやすい。したがって、組織の種類の違いを高精度に補償した第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを生成することができる。ひいては、生体情報をより高精度に測定することが可能である。
<第3実施形態>
図9は、第3実施形態に係る測定装置100の機能に着目した構成図であり、図10には、受光部Rと発光部Eとが図示されている。第1実施形態の発光部Eは、第1期間T1にコヒーレント光L1を出射する第1発光素子E1と、第2期間T2にコヒーレント光L2を出射する第2発光素子E2とを含む。それに対して、第3実施形態の発光部Eは、図9および図10に示すように、コヒーレント光L0を出射する1個の発光素子E0を含む。
コヒーレント光L0の波長範囲Δλは、例えば650nm〜950nmであり、近赤外光(波長λ1=900nm)と赤色光(波長λ2=700nm)との波長を含む。図11は、発光部Eの発光動作の説明図である。図11に例示される通り、発光素子E0は、時間軸上で所定の周期Cで交互に繰り返される第1期間T1と第2期間T2との各々においてコヒーレント光L0を出射する。第1期間T1を含む周期C1と、第2期間T2を含む周期C2とは、時間軸上で交互に繰り返される。発光素子E0は、具体的には、周期C1のうち第1期間T1内においてはコヒーレント光L0を発光強度H1で出射し、周期C2のうち第2期間T2に相当する時間長はコヒーレント光L0を発光強度H2で出射する。発光強度H1と発光強度H2との異同は不問である。発光素子E0は、周期C1のうち第1期間T1以外の期間と周期C2のうち第2期間T2以外の期間とにおいては消灯する。駆動回路26は、制御装置20からの指示に応じて、発光素子E0に対して第1期間T1と第2期間T2とに駆動電流を供給する。したがって、発光素子E0は、各第1期間T1と各第2期間T2にコヒーレント光L0を出射する。
図9の発光部E(発光素子E0)からの出射コヒーレント光L0は、第1実施形態と同様に、測定部位Mに入射するとともに測定部位Mの内部で反射および散乱を繰り返したうえで検出面18側に出射して信号生成部60(受光部R)に到達する。第3実施形態の受光部Rは、第1受光素子R1と第2受光素子R2とを含み、測定部位Mから到達するコヒーレント光L0の受光レベルに応じたアナログの第1受光信号PA1と第2受光信号PA2とを生成する。
具体的には、図10に例示される通り、第1受光素子R1と第2受光素子R2とは、発光素子E0を挟んで反対側かつ等距離に位置する。すなわち、第1受光素子R1と第2受光素子R2と発光素子E0とは検出面18の面内方向の直線上に位置し、第1受光素子R1から発光素子E0までの距離(例えば中心間距離)は、第2受光素子R2から発光素子E0までの距離と等しい。
第1受光素子R1と第2受光素子R2との各々は、特定の波長の光を選択的に透過する光学的なバンドパスフィルターを具備する。例えば、第1受光素子R1が具備するバンドパスフィルターは、近赤外光(波長λ1=900nm)を透過し、第2受光素子R2が具備するバンドパスフィルターは、赤色光(波長λ2=700nm)を透過する。つまり、第1受光素子R1は、発光素子E0が出射したコヒーレント光L0のうち近赤外光を受光し、第2受光素子R2は、発光素子E0が出射したコヒーレント光L0のうち赤色光を受光する。
具体的には、第1受光素子R1は、発光素子E0から各第1期間T1および各第2期間T2に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光L0のうち近赤外光を受光して、当該受光レベルに応じた第1受光信号PA1を生成する。具体的には、第2受光素子R2は、発光素子E0から各第1期間T1および各第2期間T2に出射して測定部位M内において第2経路B2を通過したコヒーレント光L0のうち赤色光を受光して、当該受光レベルに応じた第2受光信号PA2を生成する。つまり、第1受光信号PA1は、各第1期間T1と各第2期間T2との各々に出射されたコヒーレント光L0のうち近赤外光の受光レベルに応じた信号であり、第2受光信号PA2は、各第1期間T1と各第2期間T2との各々に出射されたコヒーレント光L0のうち赤色光の受光レベルに応じた信号である。図10に例示される通り、第1受光素子R1と第2受光素子R2とが測定部位Mに対して検出面18に設置される位置が異なるので、第1経路B1と第2経路B2とは相異なる。
図9のA/D変換器28は、受光部Rで生成された受光信号PA(アナログ信号)をA/D変換することで、第1実施形態と同様の第1検出信号PD1および第2検出信号PD2を生成する。具体的には、A/D変換器28は、第1期間T1を含む周期C1内において第1受光信号PA1を時間積分した検出値の時系列を図5の第1検出信号PD1として生成し、第2期間T2を含む周期C2内において第2受光信号PA2を時間積分した検出値の時系列を図5の第2検出信号PD2として生成する。
以上の説明から理解される通り、受光部RとA/D変換器28とは、第1実施形態と同様に、発光部Eから各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光L0の受光レベルに応じた第1検出信号PD1と、発光部Eから各第2期間T2に出射して測定部位M内において第1経路B1とは相異なる第2経路B2を通過したコヒーレント光L0の受光レベルに応じた第2検出信号PD2とを生成する信号生成部60として機能する。
図9の制御部32は、第1実施形態と同様に、指標算定部41と調整部43とを具備し、第1検出信号PD1の指標G1と第2検出信号PD2の指標G2とが相互に近づくように第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を制御する。特定部34による酸素飽和度の特定と報知部36による酸素飽和度の報知とは第1実施形態と同様である。
以上の説明から理解される通り、第3実施形態においても第1実施形態と同様の効果が得られる。第3実施形態では特に、第1期間T1と第2期間T2とにおけるコヒーレント光L0の出射に共通の発光素子E0を使用しているので、第1期間T1と第2期間T2とにおける光Lの出射に別個の発光素子E1,E2を使用する第1実施形態と比較して、検出装置50の小型化が可能である。また、第3実施形態では、別個の受光素子R1,R2を使用する第1実施形態と比較して、第1経路B1と第2経路B2との位置が近くなるので、第1経路B1と第2経路B2とが測定部位M内において位置する組織の種類が同じになりやすい、つまり第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々に反映される血液量が近似しやすい。したがって、組織の種類の違いを高精度に補償した第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを生成することができる。ひいては、生体情報をより高精度に測定することが可能である。
<変形例>
以上に例示した各形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。以下の例示から任意に選択された2以上の態様を適宜に併合することも可能である。
以上に例示した各形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。以下の例示から任意に選択された2以上の態様を適宜に併合することも可能である。
(1)前述の各形態では、調整部43は、指標G1と指標G2とが相互に近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を調整したが、第1期間T1および第2期間T2に出射するコヒーレント光Lの少なくとも一方の発光強度H(H1,H2)を調整することも可能である。具体的には、調整部43は、絶対値|G1−G2|と所定の閾値との比較結果に応じて、図3および図11に例示される通り、第1期間T1に出射する光Lの発光強度H1および第2期間T2に出射する光Lの発光強度H2の少なくとも一方の調整処理を実行する。調整部43は、例えば絶対値|G1−G2|が所定の閾値を上回る場合に、指標G1と指標G2とが近づく(理想的には一致する)ように、発光強度H1および発光強度H2を調整する。所定の閾値は、実験的または統計的に選定される。
経路Bは、発光強度Hを強くした場合、測定部位M内においてより深い場所に位置し、発光強度Hを弱くした場合、測定部位M内においてより浅い場所に位置する。発光強度H1の増減により第1経路B1と血管Jとの重複範囲を調整することで、または、発光強度H2の増減により第2経路B2と血管Jと血管Jとの重複範囲を調整することで、指標G1と指標G2とを相互に近づけることが可能である。なお、指標G1と指標G2とが相互に近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長と、発光強度Hとの双方を調整することも可能である。以上の説明から理解される通り、調整部43は、指標算定部41が算定した各指標Gが相互に近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射する光Lの発光強度Hとの一方または双方を調整する要素として包括的に表現される。
ここで、発光強度Hのみを調整する構成では、指標G1と指標G2とを充分に近づけるために発光強度Hを過度に上昇させることが必要となる場合が想定される。しかし、コヒーレント光を過度に強い強度で出射する場合、利用者の身体に対する誤射等の安全性の問題が生じ得る。他方、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長を制御する前述の各形態の構成では、過度に高い発光強度Hで出射する必要がないから、コヒーレント光を利用する場合に特に注意すべき安全性の問題は低減されるという利点がある。
(2)第1実施形態と第2実施形態とでは、第1発光素子E1と第2発光素子E2との波長λは異なったが、第1発光素子E1と第2発光素子E2との波長λの具体的な数値や異同は任意である。例えば、生体情報として血圧を特定する場合は、第1発光素子E1と第2発光素子E2との波長λは同じにする波長を同じにすることも可能である。
(3)前述の各形態では、第1検出信号PD1の振幅の最大値Kmax1と最小値Kmin1との平均値((Kmax1+Kmin1)/2)を定常成分の成分値Q1(DC)として算定したが、成分値Q1(DC)の算定方法は以上の例示に限定されない。例えば、第1検出信号PD1の振幅の最小値Kmin1を定常成分の成分値Q1(DC)として算定することも可能である。また、第1検出信号PD1をローパスフィルターにかけて成分値Q1(DC)を算出することも可能である。第2検出信号PD2についても同様である。
(4)前述の各形態では、各周期Cの時間長は一定のまま、第1期間T1および第2期間T2の時間長(デューティ比)を調整した。第1期間T1および第2期間T2の時間長を調整する方法としては、周期C1の時間長を第1期間T1の時間長に応じて変化させ、周期C2の時間長を第2期間T2の時間長に応じて変化させることも可能である。ただし、各周期Cの時間長を一定に維持したまま第1期間T1および第2期間T2の時間長を制御する前述の構成によれば、各周期Cの時間長は一定なので、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との時間分解能が常に一定になる。
(5)前述の各形態では、調整部43は、第1期間T1または第2期間T2の時間長に所定値Δを加算または減算することで第1期間T1および第2期間T2の時間長が相互に近づくように調整したが、第1期間T1および第2期間T2の時間長を調整する方法は以上の例示に限定されない。例えば、指標G1と指標G2との差分に応じた可変の調整量だけ、第1期間T1または第2期間T2の時間長を調整することも可能である。例えば、差分が大きいほど調整量を大きくする構成が好適である。以上の構成によれば、指標G1と指標G2とを迅速に近づけることが可能である。
(6)第1実施形態と第2実施形態の発光部Eは、第1発光素子E1と第2発光素子E2とを含み、第3実施形態の受光部Rは、1個の発光素子E0を含んだ。つまり、発光部Eは、発光素子の個数に関わらず、時間軸上で繰り返される第1期間T1と第2期間T2との各々において測定部位Mに光Lを出射する要素として包括的に表現される。ただし、第1発光素子E1と第2発光素子E2とを含む第1実施形態および第2実施形態の構成によれば、発光素子E0を1個しか含まない第3実施形態の構成と比較して、第1期間T1と第2期間T2とで異なる波長範囲の光Lを出射する構成を容易に実現することが可能である。
(7)第1実施形態と第3実施形態の受光部Rは、第1受光素子R1と第2受光素子R2とを含み、第2実施形態の受光部Rは、1個の受光素子R0を含んだ。つまり、受光部Rは、受光素子の個数に関わらず、受光部Rから各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過した光Lと、受光部Rから各第2期間T2に出射して測定部位M内において第2経路B2を通過した光Lとを受光して、当該受光レベルに応じた受光信号PAを生成する要素として包括的に表現される。ただし、第1受光素子R1と第2受光素子R2とを含む第1実施形態および第3実施形態の構成によれば、受光素子R0を1個しか含まない第2実施形態の構成と比較して、受光特性(特定帯域に対する受光感度)を第1受光素子R1と第2受光素子R2とで個別に最適化することが可能である。例えば、第1実施形態では、波長λ1のコヒーレント光L1に対する受光感度が高い第1受光素子R1と、波長λ2のコヒーレント光L2に対する受光感度が高い第2受光素子R2とを利用することで、SN比が高い検出信号を取得できる(ひいては、より高精度に生体情報を測定できる)という利点がある。
(8)前述の各形態では、第1期間T1を含む周期C1と、第2期間T2を含む周期C2とが時間軸上で交互に繰り返されたが、第1実施形態においては、以上の例示に限定されない。例えば、第1実施形態においては、第1発光素子E1および第1受光素子R1の対と第2発光素子E2および第2受光素子R2の対との各々が独立しているので、図12に例示される通り、各周期Cに第1期間T1と第2期間T2とを設けることも可能である。具体的には、第1発光素子E1は、周期Cのうち第1期間T1内においてはコヒーレント光L1を出射し、周期Cのうち第1期間T1以外の期間においては消灯する。第2発光素子E2は、周期Cのうち第2期間T2に相当する時間長はコヒーレント光L2を出射し、周期Cのうち第2期間T2以外の期間は消灯する。各周期Cにコヒーレント光L1とコヒーレント光L2とを出射する。以上の構成によれば、周期C1と周期C2とを時間軸上で交互に繰り返す必要がないので、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との時間分解能が上がる。以上の説明から理解される通り、発光部Eは、時間軸上で繰り返される第1期間T1と第2期間T2との各々において測定部位Mに光Lを出射する要素として包括的に表現される。
(9)第3実施形態では、発光部Eが出射するコヒーレント光L0のうち波長λ1の成分を光学的なバンドパスフィルターにより選択することで、近赤外光の受光レベルに応じた第1検出信号PD1を生成したが、第1受光素子R1が生成する受光信号のうち近赤外光の受光レベルに応じた成分を信号処理(フィルター処理)により分離することで、第1検出信号PD1を生成することも可能である。第2検出信号PD2についても同様である。
(10)前述の各形態では、酸素飽和度の各数値と数式(2)により算出した変動比Φの各数値とを相互に対応させたテーブルを参照して、酸素飽和度を特定したが、酸素飽和度を演算で特定することも可能である。
(11)前述の各形態では酸素飽和度を測定したが、生体情報の種類は以上の例示に限定されない。例えば、脈拍や血流速,血圧を生体情報として測定する構成、および、血中グルコース濃度,ヘモグロビン濃度,血中酸素濃度,中性脂肪濃度等の各種の血液成分濃度を生体情報として測定する構成も採用され得る。
(12)前述の形態では、測定装置100が生体情報を生成および表示したが、測定装置100とは別個の装置により生体情報を生成および表示することも可能である。例えば、測定装置100と通信可能な端末装置(例えば携帯電話機またはスマートフォン)で生体情報の生成および表示を実現することも可能である。具体的には、測定装置100は、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とを生成して端末装置に送信する。端末装置は、測定装置100から受信した第1検出信号PD1と第2検出信号PD2とから生体情報を生成し、端末装置の表示装置に表示させる。本変形例によれば、記憶装置22および表示装置24の一方または双方を端末装置に設けた構成も可能である。また、特定部34および報知部36の一方または双方を端末装置に設けた構成(例えば端末装置で実行されるアプリケーションで実現される構成)であってもよい。以上の説明から理解される通り、測定装置100は、相互に別体で構成された複数の装置でも実現され得る。
(13)前述の形態では、ベルト14と筐体部12とから構成される測定装置100を例示したが、測定装置100の具体的な形態は任意である。例えば、被験者の身体に貼付可能なパッチ型,被験者の耳介に装着可能なイヤリング型,被験者の指先に装着可能な指装着型(例えば着爪型),被験者の頭部に装着可能なヘッドマウント型等、任意の形態の測定装置100が採用され得る。ただし、例えば指装着型等の測定装置100を装着した状態では日常生活に支障がある可能性が想定されるから、日常生活に支障なく常時的に血圧を測定するという観点からは、被験者の手首にベルト14により装着可能な前述の形態の測定装置100が特に好適である。なお、腕時計等の各種の電子機器に装着(例えば外付け)される形態の測定装置100も実現され得る。
(14)本発明は、検出装置50の動作方法(検出方法)としても特定され得る。具体的には、本発明の好適な態様の検出方法は、生体情報の特定に使用される第1検出信号PD1および第2検出信号PD2を生成する検出方法であって、コンピューターが、時間軸上で繰り返される第1期間T1と第2期間T2との各々において測定部位Mにコヒーレント光Lを出射し、各第1期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1を通過したコヒーレント光Lの受光レベルに応じた第1検出信号PD1と、各第2期間T1に出射して測定部位M内において第1経路B1とは相異なる第2経路B2を通過したコヒーレント光Lの受光レベルに応じた第2検出信号PD2とを生成し、第1検出信号PD1と第2検出信号PD2との各々から赤血球数に応じた指標Gを算定し、算定された各指標G1,G2が相互に近づくように、第1期間T1および第2期間T2の少なくとも一方の時間長または第1期間T1と第2期間T2との各々に出射するコヒーレント光Lの発光強度Hの少なくともどちらか一方を調整する。
100…測定装置,12…筐体部,14…ベルト,20…制御装置,22…記憶装置,24…表示装置,26…駆動回路,28…A/D変換器,18…検出面,32…制御部,34…特定部,36…報知部,41…指標算定部,43…調整部,50…検出装置,60…信号生成部,E…発光部,E0,E1,E2…発光素子,R…受光部,R0,R1,R2…受光素子。
Claims (5)
- 生体情報の特定に使用される第1検出信号および第2検出信号を生成する検出装置であって、
時間軸上で繰り返される第1期間と第2期間との各々において測定部位にコヒーレント光を出射する発光部と、
前記発光部から前記各第1期間に出射して前記測定部位内において第1経路を通過した前記コヒーレント光の受光レベルに応じた前記第1検出信号と、前記発光部から前記各第2期間に出射して前記測定部位内において前記第1経路とは相異なる第2経路を通過した前記コヒーレント光の受光レベルに応じた前記第2検出信号とを生成する信号生成部と、
前記第1検出信号と前記第2検出信号との各々から赤血球数に応じた指標を算定する指標算定部と、
前記指標算定部が算定した各指標が相互に近づくように、前記第1期間および前記第2期間の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射するコヒーレント光の発光強度との一方または双方を調整する調整部と
を具備する検出装置。 - 前記第1期間と前記第2期間とは所定の周期で交互に繰り返される
請求項1の検出装置。 - 前記発光部は、
前記第1経路を通過する光を前記第1期間に出射する第1発光素子と、
前記第2経路を通過する光を前記第2期間に出射する第2発光素子とを含む
請求項1または請求項2の検出装置。 - 前記信号生成部は、
前記第1経路を通過した光を受光する第1受光素子と、
前記第2経路を通過した光を受光する第2受光素子とを含み、
前記第1受光素子の受光レベルに応じた前記第1検出信号と前記第2受光素子の受光レベルに応じた前記第2検出信号とを生成する
請求項1から請求項3の何れかの検出装置。 - 生体情報の特定に使用される第1検出信号および第2検出信号を生成する検出方法であって、
コンピューターが、
時間軸上で繰り返される第1期間と第2期間との各々において測定部位にコヒーレント光を出射し、
前記各第1期間に出射して前記測定部位内において第1経路を通過した前記コヒーレント光の受光レベルに応じた前記第1検出信号と、前記各第2期間に出射して前記測定部位内において前記第1経路とは相異なる第2経路を通過した前記コヒーレント光の受光レベルに応じた前記第2検出信号とを生成し、
前記第1検出信号と前記第2検出信号との各々から赤血球数に応じた指標を算定し、
前記算定された各指標が相互に近づくように、前記第1期間および前記第2期間の少なくとも一方の期間について、当該期間の時間長と、当該期間に出射するコヒーレント光の発光強度との一方または双方を調整する
検出方法。
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- 2016-08-26 JP JP2016165585A patent/JP2018029870A/ja not_active Withdrawn
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