JP2019141470A - 生体情報測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】片面基板を用いる場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる生体情報測定装置を提供する。【解決手段】生体情報測定装置１０Ａは、受光素子３と、受光素子３から出力された受光信号を増幅する増幅回路１６と、受光素子３と増幅回路１６との間に設けられた基板３３と、基板３３に設けられた貫通孔３５を介して受光素子３と増幅回路１６とを接続する配線３６と、を備える。【選択図】図１０

Description

本発明は、生体情報測定装置に関する。

例えば、特許文献１には、発光部と受光部とが実装された可撓性を有する印刷配線板を生体の一部に装着して血液中の酸素飽和度を測定する酸素飽和度計用プローブが記載されている。この酸素飽和度計用プローブは、印刷配線板の発光部及び受光部が実装された側を被覆し、発光部及び受光部に対応する部位に透光窓の形成された導電シートと、印刷配線板の背面を被覆する可撓性のある背面シールドシートと、印刷配線板上に設けられた、導電シートと背面シールドシートとを電気的に接続する端子部と、を備えている。

また、特許文献２には、光を検出する光検出装置が記載されている。この光検出装置は、導電性を有して接地された導電性ケースと、検出する光の波長に対する光学的透過性を有すると共に電気伝導性を有して導電性ケースに電気的に接続されて光を入射する窓部と、導電性ケース内に収容されて窓部から入射した光を受光して電気的な検出信号に変換する光電変換素子と、導電性ケース内に収容されて光電変換素子から出力される電気的な検出信号を増幅すると共に光電変換素子の出力インピーダンスよりも小さな出力インピーダンスにより増幅した電気的な検出信号を出力する増幅回路と、を備えている。

特開平６−３２７６５８号公報 特開２０１０−２７６４０７号公報

ところで、生体情報測定装置では、発光素子及び受光素子を含むセンサ部に対して、生体の指等を近づけると、静電誘導により静電ノイズが発生する場合がある。また、光の出射口や受光口を介して外部から電磁ノイズが進入する場合がある。一方、発光素子及び受光素子が実装された基板には、これら発光素子及び受光素子と同一の面に、受光素子から出力された受光信号を増幅する増幅回路等が設けられている場合がある。この種の片面基板を用いた場合、受光素子と増幅回路とを接続する配線が比較的長くなることがあり、電気的なノイズの影響を受け易くなる。そして、この配線にノイズが重畳すると、増幅回路で更にノイズが増幅されてしまい、生体情報の測定の精度を低下させることがある。

本発明は、片面基板を用いる場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる生体情報測定装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、請求項１に記載の生体情報測定装置は、受光素子と、前記受光素子から出力された受光信号を処理する信号処理部と、前記受光素子と前記信号処理部との間に設けられた基板と、前記基板に設けられた貫通孔を介して前記受光素子と前記信号処理部とを接続する配線と、を備えている。

また、請求項２に記載の生体情報測定装置は、請求項１に記載の発明において、前記信号処理部が、前記受光信号を増幅する増幅回路であるとされている。

また、請求項３に記載の生体情報測定装置は、請求項２に記載の発明において、前記貫通孔が、前記受光素子及び前記増幅回路の各々の近傍に設けられている。

また、請求項４に記載の生体情報測定装置は、請求項２又は３に記載の発明において、前記受光素子が、生体の血流情報を測定するための赤外領域の波長の光を受光する。

また、請求項５に記載の生体情報測定装置は、請求項１〜４のいずれか１項に記載の発明において、前記基板が、電気ノイズを遮断する遮断層を内部に含む基板であるとされている。

また、請求項６に記載の生体情報測定装置は、請求項５に記載の発明において、前記遮断層が、前記基板の内部に設けられた電源層又はグランド層であるとされている。

また、請求項７に記載の生体情報測定装置は、請求項５又は６に記載の発明において、前記配線のうち前記基板の前記信号処理部側に配置された配線部分が、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記遮断層の少なくとも一部と重なる位置に設けられている。

また、請求項８に記載の生体情報測定装置は、請求項１〜７のいずれか１項に記載の発明において、前記受光素子及び発光素子を囲う筐体を更に備え、前記筐体の上部には、電気ノイズを遮断する第２の遮断層が設けられている。

また、請求項９に記載の生体情報測定装置は、請求項８に記載の発明において、前記筐体の内部には、電気ノイズを遮断する第３の遮断層が更に設けられている。

また、請求項１０に記載の生体情報測定装置は、請求項８又は９に記載の発明において、前記貫通孔が、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記筐体と重なる位置に設けられている。

また、請求項１１に記載の生体情報測定装置は、請求項８又は９に記載の発明において、前記信号処理部が、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記筐体の少なくとも一部と重なる位置に設けられている。

また、請求項１２に記載の生体情報測定装置は、請求項９に記載の発明において、前記配線のうち前記基板の前記信号処理部側に配置された配線部分が、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記第２の遮断層又は前記第３の遮断層の少なくとも一部と重なる位置に設けられている。

また、請求項１３に記載の生体情報測定装置は、請求項９に記載の発明において、前記貫通孔が、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記第２の遮断層又は前記第３の遮断層と重なる位置に設けられている。

また、請求項１４に記載の生体情報測定装置は、請求項９に記載の発明において、前記信号処理部が、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記第２の遮断層又は前記第３の遮断層の少なくとも一部と重なる位置に設けられている。

請求項１に係る発明によれば、片面基板を用いる場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項２に係る発明によれば、信号処理部が増幅回路以外である場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項３に係る発明によれば、貫通孔が受光素子及び増幅回路の各々から離れて設けられている場合と比較して、配線の長さを短くすることができる。

請求項４に係る発明によれば、受光素子が赤外領域の波長の光以外を受光する場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項５に係る発明によれば、基板の内部に遮断層を含まない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項６に係る発明によれば、遮断層として電源層又はグランド層を用いない場合と比較して、簡易な構造にすることができる。

請求項７に係る発明によれば、信号処理部側の配線部分と遮断層の少なくとも一部とが重ならない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項８に係る発明によれば、筐体の上部に第２の遮断層を設けない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項９に係る発明によれば、筐体の内部に第３の遮断層を設けない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項１０に係る発明によれば、貫通孔と筐体とが重ならない場合と比較して、配線の長さを短くすることができる。

請求項１１に係る発明によれば、信号処理部と筐体の少なくとも一部とが重ならない場合と比較して、配線の長さを短くすることができる。

請求項１２に係る発明によれば、信号処理部側の配線部分と、第２の遮断層又は第３の遮断層の少なくとも一部とが重ならない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項１３に係る発明によれば、貫通孔と、第２の遮断層又は第３の遮断層とが重ならない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

請求項１４に係る発明によれば、信号処理部と、第２の遮断層又は第３の遮断層の少なくとも一部とが重ならない場合と比較して、外部からの電気的なノイズをより効果的に抑制することができる。

実施形態に係る血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。 実施形態に係る生体からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。 実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるドップラーシフトの説明に供する模式図である。 実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるスペックルの説明に供する模式図である。 実施形態に係る単位時間における周波数毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。 実施形態に係る単位時間あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。 実施形態に係る生体に吸収される光の吸光量の変化の一例を示すグラフである。 実施形態に係るヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。 第１の実施形態に係る生体情報測定装置の電気的な構成の一例を示すブロック図である。 第１の実施形態に係る生体情報測定装置の構造の一例を示す側面図である。 第１の実施形態に係る生体情報測定装置の構造の一例を示す断面図である。 第１の実施形態に係る受光素子及び増幅回路を含む電気回路の一例を示す図である。 第２の実施形態に係る生体情報測定装置の構造の一例を示す側面図である。

以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態の一例について詳細に説明する。

［第１の実施形態］
まず、図１を参照して、生体情報のうち、特に血液に関する生体情報の一例である血流情報及び血中の酸素飽和度の測定方法について説明する。

図１は、本実施形態に係る血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。
図１に示すように、血流情報及び血中の酸素飽和度とは、被験者の体（生体８）に向けて発光素子１から光を照射し、受光素子３で受光した、生体８の体内に張り巡らされている動脈４、静脈５、及び毛細血管６等の反射又は透過した光の強さ、すなわち、反射光又は透過光の受光量を用いて測定される。一例として、測定は、被験者の手の指先、手首、耳朶等の末梢部位において行われる。

（血流情報の測定）
図２は、本実施形態に係る生体８からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。
なお、図２において、グラフ８０の横軸は時間の経過を表し、縦軸は受光素子３の受光量を表す。

図２に示すように、受光素子３の受光量は時間の経過に伴って変化するが、これは血管を含む生体８への光の照射に対して現われる３つの光学現象の影響を受けるためであると考えられる。

１つ目の光学現象として、脈動によって、測定している血管内に存在する血液量が変化することによる光の吸収の変化が考えられる。血液には、例えば赤血球等の血球細胞が含まれ、毛細血管６等の血管内を移動するため、血液量が変化することによって血管内を移動する血球細胞の数も変化し、受光素子３での受光量に影響を与えることがある。

２つ目の光学現象として、ドップラーシフトによる影響が考えられる。

図３は、本実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるドップラーシフトの説明に供する模式図である。

図３に示すように、例えばレーザ光のような周波数ω₀のコヒーレント光４０を発光素子１から血管の一例である毛細血管６を含む領域に照射した場合、毛細血管６を移動する血球細胞で散乱した散乱光４２は、血球細胞の移動速度により決まる差周波Δω₀を有するドップラーシフトを生じることになる。一方、血球細胞等の移動体を含まない皮膚等の組織（静止組織）で散乱した散乱光４２の周波数は、照射したレーザ光の周波数と同じ周波数ω₀を維持する。したがって、毛細血管６等の血管で散乱したレーザ光の周波数ω₀＋Δω₀と、静止組織で散乱したレーザ光の周波数ω₀とが互いに干渉し、差周波Δω₀を有するビート信号が受光素子３で観測され、受光素子３の受光量が時間の経過に伴って変化する。なお、受光素子３で観測されるビート信号の差周波Δω₀は血球細胞の移動速度に依存するが、約数十ｋＨｚを上限とした範囲に含まれる。

また、３つ目の光学現象として、スペックルによる影響が考えられる。

図４は、本実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるスペックルの説明に供する模式図である。

図４に示すように、レーザ光のようなコヒーレント光４０を、発光素子１から血管中を矢印４４の方向に移動する赤血球等の血球細胞７に照射した場合、血球細胞７にぶつかったレーザ光は様々な方向に散乱する。散乱光は位相が異なるためにランダムに干渉し合う。これによりランダムな斑点模様の光強度分布を生じる。このようにして形成される光強度の分布パターンは「スペックルパターン」と呼ばれる。

既に説明したように、血球細胞７は血管中を移動するため、血球細胞７における光の散乱状態が変化し、スペックルパターンが時間の経過と共に変動する。したがって、受光素子３の受光量が時間の経過に伴って変化する。

次に、血流情報の求め方の一例について説明する。図２に示す時間経過に伴う受光素子３の受光量が得られた場合、予め定めた単位時間Ｔ₀の範囲に含まれるデータを切り出し、当該データに対して、例えば高速フーリエ変換（Fast Fourier Transform: FFT）を実行することで、周波数ω毎のスペクトル分布が得られる。

図５は、本実施形態に係る単位時間Ｔ₀における周波数ω毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。
なお、図５において、グラフ８２の横軸は周波数ωを表し、縦軸はスペクトル強度を表す。

ここで、血液量はグラフ８２の横軸と縦軸とで囲まれた斜線領域８４で表されるパワースペクトルの面積を全光量で規格化した値に比例する。また、血流速度はグラフ８２で表されるパワースペクトルの周波数平均値に比例するため、周波数ωと周波数ωにおけるパワースペクトルの積を周波数ωについて積分した値を斜線領域８４の面積で除算した値に比例する。

なお、血流量は血液量と血流速度の積で表わされるため、上記血液量と血流速度の算出式より求めることが可能である。血流量、血流速度、血液量は血流情報の一例であり、血流情報はこれに限定されない。

図６は、本実施形態に係る単位時間Ｔ₀あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。
なお、図６において、グラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。

図６に示すように、血流量は時間と共に変動するが、その変動の傾向は２つの種類に分類される。例えば図６の区間Ｔ_１における血流量の変動幅８８に比べて、区間Ｔ_２における血流量の変動幅９０は大きい。これは、区間Ｔ_１における血流量の変化が、主に脈の動きに伴う血流量の変化であるのに対して、区間Ｔ_２における血流量の変化は、例えばうっ血等の原因に伴う血流量の変化を示しているためであると考えられる。

（酸素飽和度の測定）
次に、血中の酸素飽和度の測定について説明する。血中の酸素飽和度とは、血中酸素濃度の一例であり、血液中のヘモグロビンがどの程度酸素と結合しているかを示す指標であり、血中の酸素飽和度が低下するにつれ、貧血等の症状が発生しやすくなる。

図７は、本実施形態に係る生体８に吸収される光の吸光量の変化の一例を示すグラフである。
なお、図７において、グラフ９２の横軸は時間を表し、縦軸は吸光量を表す。

図７に示すように、生体８における吸光量は、時間の経過と共に変動する傾向が見られる。

更に、生体８における吸光の変動に関する内訳について見てみると、主に動脈４によって吸光量が変動し、静脈５及び静止組織を含むその他の組織では、動脈４に比べて吸光量が変動しないとみなせる程度の変動量であることが知られている。これは、心臓から拍出された動脈血は脈波を伴って血管内を移動するため、動脈４が動脈４の断面方向に沿って経時的に伸縮し、動脈４の厚みが変化するためである。なお、図７において、矢印９４で示される範囲が、動脈４の厚みの変化に対応した吸光量の変動量を示す。

図７において、時刻ｔ_aにおける受光量をＩ_a、時刻ｔ_bにおける受光量をＩ_bとすれば、動脈４の厚みの変化による光の吸光量の変化量ΔＡは、（１）式で表される。

（数１）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)・・・（１）

図８は、本実施形態に係るヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。
なお、図８において、縦軸は吸光度を表し、横軸は波長を表す。

図８に示すように、動脈４を流れる酸素と結合したヘモグロビン（酸化ヘモグロビン）は、特に約８８０ｎｍ近辺の波長を有する赤外線（infrared: IR）領域の光を吸収しやすく、酸素と結合していないヘモグロビン（還元ヘモグロビン）は、特に約６６５ｎｍ近辺の波長を有する赤色領域の光を吸収しやすいことが知られている。更に、酸素飽和度は、異なる波長における吸光量の変化量ΔＡの比率と比例関係があることが知られている。

したがって、他の波長の組み合わせに比べて、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光量の差が現われやすい赤外光(ＩＲ光)と赤色光を用いて、ＩＲ光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡ_IRと、赤色光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡ_Redとの比率をそれぞれ算出することで、（２）式によって酸素飽和度Ｓが算出される。なお、（２）式においてｋは比例定数である。

（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡ_Red／ΔＡ_IR)・・・（２）

すなわち、血中の酸素飽和度を算出する場合、それぞれ異なる波長の光を照射する複数の発光素子１、具体的には、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを一部の発光期間が重複しても良いが、望ましくは発光期間が重複しないよう発光させる。そして、各々の発光素子１による反射光又は透過光を受光素子３で受光して、各受光時点における受光量から（１）式及び（２）式、又は、これらの式を変形して得られる公知の式を算出することで、酸素飽和度が測定される。

上記（１）式を変形して得られる公知の式として、例えば（１）式を展開して、光の吸光量の変化量ΔＡを（３）式のように表してもよい。

（数３）
ΔＡ＝ｌｎＩ_b−ｌｎＩ_a・・・（３）

また、（１）式は（４）式のように変形することができる。

（数４）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)＝ｌｎ(１＋(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_a) ・・・（４）

通常、（Ｉ_b-Ｉ_a）≪Ｉ_aであることから、ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)≒(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_aが成り立つため、（１）式の代わりに、光の吸光量の変化量ΔＡとして（５）式を用いてもよい。

（数５）
ΔＡ≒(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_a ・・・（５）

なお、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを区別して説明する必要がある場合、以降では、ＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ１」といい、赤色光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ２」というようにする。また、一例として、発光素子ＬＤ１を血流量の算出で使用する発光素子１とし、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を、血中の酸素飽和度の算出で利用する発光素子１とする。

また、血中の酸素飽和度を測定する場合、受光量の測定周波数は約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分であることが知られているため、発光素子ＬＤ２の１秒あたりの点滅回数を表す発光周波数も約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分である。したがって、発光素子ＬＤ２における消費電力等の観点からは、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数より低くすることが好ましいが、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数に合わせ、発光素子ＬＤ１と発光素子ＬＤ２を交互に発光させるようにしてもよい。

次に、本実施形態に係る生体情報測定装置の構成について説明する。なお、本実施形態では、発光素子ＬＤ１のみを用いて血流情報を測定する場合の装置構成を例示して説明するが、実施形態は、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を用いて血流情報及び酸素飽和度を測定する場合の装置構成でも同様に適用される。

図９は、第１の実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａの電気的な構成の一例を示すブロック図である。

図９に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａは、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換回路１８、制御部２０、表示部２２、発光素子ＬＤ１、及び受光素子３を備えている。なお、発光素子ＬＤ１、受光素子３、及び増幅回路１６は、センサ部を構成している。また、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ変換回路１８、制御部２０、及び表示部２２は、本体部を構成している。本実施形態では、これらのセンサ部と本体部とは別体で構成され、有線又は無線を介して通信可能とされている。なお、センサ部と本体部とが一体的に構成されていてもよい。また、センサ部は、外部光が入力しないように生体８に密着するように取り付けられる。本実施形態に係るセンサ部は、一例として、生体８の指先に取り付けられるが、耳朶等の他の末梢部位にも取り付け可能とされている。

発光制御部１２は、発光素子ＬＤ１に駆動電力を供給する電力供給回路を含む駆動回路１４に、発光素子ＬＤ１の発光周期及び発光期間を制御する制御信号を出力する。なお、発光制御部１２は、制御部２０の一部として実現してもよい。

駆動回路１４は、発光制御部１２からの制御信号を受け付けると、制御信号で指示された発光周期及び発光期間に従って、発光素子ＬＤ１に駆動電力を供給し、発光素子ＬＤ１を駆動する。

受光素子３は、発光素子ＬＤ１から赤外領域に対応する波長の光を受光し、受光した波長の光に対応する受光信号を出力する。

増幅回路１６は、受光素子３で受光した光の強さに応じた電圧を、Ａ／Ｄ変換回路１８の入力電圧範囲として規定される電圧レベルまで増幅する。なお、ここでは一例として、受光素子３は受光した光の強さに応じた電圧を出力する素子とするが、受光素子３は受光した光の強さに応じた電流を出力してもよく、この場合、増幅回路１６は、Ａ／Ｄ変換回路１８の入力電流範囲として規定される電流レベルまで、受光素子３が出力する電流を増幅する。

Ａ／Ｄ変換回路１８は、増幅回路１６で増幅した電圧を入力として、当該電圧の大きさで表される受光素子３の受光量を数値化して出力する。

制御部２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）２０Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）２０Ｂ、及びＲＡＭ（Random Access Memory）２０Ｃを備えている。ＲＯＭ２０Ｂには、生体情報測定プログラムが記憶される。ＣＰＵ２０Ａは、ＲＯＭ２０Ｂに記憶されている生体情報測定プログラムをＲＡＭ２０Ｃに書き出して実行することにより、生体情報の測定処理を実行する。

表示部２２は、生体情報の測定結果を通知する通知部の一例である。表示部２２には、例えば、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ:Liquid Crystal Display）や有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイ等が用いられる。表示部２２は、タッチパネルを一体的に有している。

なお、ここでは一例として、発光素子ＬＤ１は、面発光レーザ素子であるものとして説明するが、これに限らず、端面発光レーザ素子であってもよい。また、発光素子ＬＤ１から照射される光はレーザ光でなくてもよい。この場合、発光素子ＬＤ１には、発光ダイオード（Light-Emitting Diode: LED）又は有機発光ダイオード（Organic Light-Emitting Diode: OLED）を用いてもよい。

ところで、受光素子３と増幅回路１６とを基板の同一の面に実装する場合、受光素子３と増幅回路１６とを接続する配線が比較的長くなることがあり、電気的なノイズ（以下、「電気ノイズ」という。）の影響を受け易くなる。なお、ここでいう電気ノイズには、例えば、電磁ノイズや静電ノイズが含まれる。

更に、血流情報を測定する場合、酸素飽和度（脈波）を測定する場合と比較して、ある程度の高い周波数まで受光素子３の感度が必要とされる。そして、製品仕様によっては、受光素子３が持つ容量成分を低減させる必要があり、受光面の面積が小さくなる。受光面の面積が小さくなると、受光信号の出力レベルが小さくなるため、この出力レベルを増幅回路１６で更に増幅させる必要が生じる。このため、増幅回路１６を使用する場合に電気ノイズが顕著となる場合がある。

これに対して、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａは、図１０及び図１１に示す構造を有している。

図１０は、第１の実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａの構造の一例を示す側面図である。また、図１１は、第１の実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａの構造の一例を示す断面図である。図１１は、図１０に示す生体情報測定装置１０ＡのＸＸ’断面を示している。

図１０及び図１１に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａは、受光素子３と増幅回路１６との間に設けられた基板３３と、基板３３に設けられた貫通孔３５を介して受光素子３と増幅回路１６とを接続する配線３６と、を備えている。増幅回路１６は、信号処理部の一例である。また、図１０及び図１１に示す例においては、基板３３の素子搭載面３３Ａに、発光素子ＬＤ１及び受光素子３が並べて配置されている。素子搭載面３３Ａは、基板面の一例である。この場合、受光素子３は、生体８で反射された発光素子ＬＤ１の光を受光する。但し、発光素子ＬＤ１及び受光素子３は、生体８を挟んで対向する位置に配置するようにしてもよい。この場合、受光素子３は、生体８を透過した発光素子ＬＤ１の光を受光する。

貫通孔３５は、受光素子３及び増幅回路１６の各々の近傍に設けられている。貫通孔３５は、受光素子３の直下に設けられていてもよい。ここでいう貫通孔３５は、金属等の配線材料で満たされていてもよいし、少なくとも一部が空洞であってもよい。但し、貫通孔３５は、外部から光が進入したり、外部へ光が漏れたりしないように遮光されていることが望ましい。本実施形態によれば、受光素子３と増幅回路１６とを貫通孔３５を介して配線３６により接続することで、配線３６の長さが短くなり、電気ノイズの影響を受け難くなる。

一方、上述したように、生体８の指等を近づけると、静電誘導により静電ノイズが発生する場合がある。また、光の出射口や受光口を介して外部から電磁ノイズが進入する場合がある。このような場合、基板３３の素子搭載面３３Ａから裏側に向かう電気ノイズがとりわけ問題となる。

このため、基板３３は、電気ノイズを遮断する遮断層３４を内部に含む基板とすることが望ましい。なお、遮断層３４は、配線３６と電気的に接続されているものとする。この遮断層３４には、例えば、電源Ｖｃｃに接続されている電源層、あるいは、接地ＧＮＤに接続されているグランド層等が用いられる。この遮断層３４により、素子搭載面３３Ａから裏側に向かう電気ノイズが抑制される。また、配線３６のうち基板３３の増幅回路１６側に配置された配線部分３６Ｐは、基板３３の素子搭載面３３Ａに垂直な方向から見たときに、遮断層３４の少なくとも一部と重なる位置に設けられていることが望ましい。配線部分３６Ｐと遮断層３４の少なくとも一部とを重ねることにより、配線部分３６Ｐに電気ノイズが重畳され難くなる。

上記の遮断層３４は、基板３３の全面に渡って設けられている必要はなく、電気ノイズのレベルに応じて必要な領域に設けるようにすればよい。また、遮断層３４は、導電性を有するフィルム状の部材であればよく、金属製の部材でもよいし、樹脂製の部材でもよい。また、遮断層３４は、電気ノイズを完全に遮断する必要はなく、電気ノイズの少なくとも一部を遮断出来ればよい。

また、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａは、受光素子３及び発光素子ＬＤ１を囲う筐体３０を備えている。この筐体３０は、受光素子３及び発光素子ＬＤ１を覆う蓋状のケースとしてもよい。筐体３０の生体８に対向する上部には、外光が受光素子３に入らないように、遮光カバー３１が設けられている。遮光カバー３１の発光素子側の一部には、発光素子ＬＤ１からの光の出射のための出射口３２Ａが設けられ、遮光カバー３１の受光素子側の一部には、受光素子３への光の受光のための受光口３２Ｂが設けられている。これらの出射口３２Ａ及び受光口３２Ｂは貫通孔でもよいし、遮光されていない透明な部材が充填されていてもよい。発光素子ＬＤ１から出力されたＩＲ光は、出射口３２Ａから生体８に向けて出射され、生体８からの反射光は、受光口３２Ｂから入射され受光素子３で受光される。

また、筐体３０の内部には、発光素子ＬＤ１と受光素子３との間に遮光用の仕切り部材３７が設けられている。この仕切り部材３７を設けることで、発光素子ＬＤ１の光が生体８を介さずに直接受光素子３に入らないようにしている。仕切り部材３７は、筐体３０の一部として設けられてもよいし、別の部材として設けられてもよい。

図１２は、第１の実施形態に係る受光素子３及び増幅回路１６を含む電気回路の一例を示す図である。
図１２に示すように、本実施形態に係る増幅回路１６は、オペアンプ１６Ａと、抵抗１６Ｂとを備えている。

オペアンプ１６Ａには、接地される側の＋端子と、受光素子３及び抵抗１６Ｂの各々と接続される側の−端子とが設けられている。配線３６は、受光素子３とオペアンプ１６Ａの−端子とを接続し、かつ、受光素子３と抵抗１６Ｂとを接続する。

このように、本実施形態によれば、受光素子３と増幅回路１６との間に基板３３を設け、基板３３の貫通孔３５を介して受光素子３と増幅回路１６とを配線３６により接続するため、配線３６の長さが短くなり、電気ノイズの影響が抑制される。
また、基板３３の内部に遮断層３４を設けることで、基板３３の素子搭載面３３Ａから裏側に向かう電気ノイズの影響が更に抑制される。

［第２の実施形態］
上記第１の実施形態では、基板３３に設けられた貫通孔３５、及び基板３３の内部に設けられた遮断層３４により、電気ノイズの影響を抑制する構造について説明した。本実施形態では、筐体３０に少なくとも１つの遮断層を設けることで、電気ノイズの影響を抑制する構造について説明する。

図１３は、第２の実施形態に係る生体情報測定装置１０Ｂの構造の一例を示す側面図である。
図１３に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ｂは、上記第１の実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａに対して、電気ノイズを遮断する遮断層３８及び遮断層３９が筐体３０に設けられている点で異なっている。遮断層３８は、第２の遮断層の一例であり、遮断層３９は、第３の遮断層の一例である。また、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ｂの筐体３０は、底部を有する箱型とされている。なお、第１の実施形態に係る生体情報測定装置１０Ａと同一の機能を有する構成要素については、同一の符号を付し、ここでの繰り返しの説明は省略する。

遮断層３８は、筐体３０の上部に設けられている。本実施形態の場合、遮断層３８は、遮光カバー３１の上面に設けられている。遮断層３８は、導電性を有するフィルム状の部材であればよい。遮断層３８には、例えば、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＺｎＯ（Zinc Oxide）、及びＮｂＯ（Niobium Oxide）等の導電性膜が少なくとも一方の面に形成された樹脂フィルム等が用いられる。遮断層３８は、例えば、接地ＧＮＤに接続されている。なお、遮断層３８には、遮光カバー３１と同様に、発光素子側の一部に出射口３２Ａが設けられ、受光素子側の一部に受光口３２Ｂが設けられている。

遮断層３９は、筐体３０の内部に設けられている。本実施形態の場合、遮断層３９は、筐体３０の底部及び側壁に沿って設けられている。遮断層３９についても、遮断層３８と同様に、導電性を有するフィルム状の部材であればよい。遮断層３９についても、遮断層３８と同様に、例えば、接地ＧＮＤに接続されている。

なお、筐体３０に遮断層３８及び遮断層３９の両方を必ずしも設ける必要はなく、いずれか一方のみを設けるようにしてもよい。また、筐体３０に遮断層３８及び遮断層３９の少なくとも一方を設ける場合には、基板３３の内部に遮断層３４を設けなくてもよい。つまり、基板３３の内部に遮断層３４を設けない構造であっても、筐体３０に遮断層３８及び遮断層３９の少なくとも一方を設ける構造とすることで、電気ノイズの影響が抑制される。

また、配線３６の長さをより短くするという観点から、貫通孔３５は、基板３３の素子搭載面３３Ａに垂直な方向から見たときに、筐体３０と重なる位置に設けられていることが望ましい。また、増幅回路１６は、基板３３の素子搭載面３３Ａに垂直な方向から見たときに、筐体３０の少なくとも一部と重なる位置に設けられていてもよい。

また、電気ノイズの抑制効果をより高めるという観点から、配線３６のうち基板３３の増幅回路１６側に配置された配線部分３６Ｐは、基板３３の素子搭載面３３Ａに垂直な方向から見たときに、遮断層３８又は遮断層３９の少なくとも一部と重なる位置に設けられていることが望ましい。また、貫通孔３５は、基板３３の素子搭載面３３Ａに垂直な方向から見たときに、遮断層３８又は遮断層３９と重なる位置に設けられていてもよい。また、増幅回路１６は、基板３３の素子搭載面３３Ａに垂直な方向から見たときに、遮断層３８又は遮断層３９の少なくとも一部と重なる位置に設けられていてもよい。

このように、本実施形態によれば、筐体３０に遮断層３８及び遮断層３９の少なくとも一方を設けることで、電気ノイズの影響が更に効果的に抑制される。

１ 発光素子
３ 受光素子
４ 動脈
５ 静脈
６ 毛細血管
７ 血球細胞
８ 生体
１０Ａ、１０Ｂ生体情報測定装置
１２ 発光制御部
１４ 駆動回路
１６ 増幅回路
１８ Ａ／Ｄ変換回路
２０ 制御部
２０Ａ ＣＰＵ
２０Ｂ ＲＯＭ
２０Ｃ ＲＡＭ
２２ 表示部
３０ 筐体
３１ 遮光カバー
３２Ａ 出射口
３２Ｂ 受光口
３３ 基板
３３Ａ 素子搭載面
３４、３８、３９ 遮断層
３５ 貫通孔
３６ 配線
３６Ｐ 配線部分
３７ 仕切り部材
４０ コヒーレント光
４２ 散乱光
４４ 矢印

Claims (14)

1. 受光素子と、
   前記受光素子から出力された受光信号を処理する信号処理部と、
   前記受光素子と前記信号処理部との間に設けられた基板と、
   前記基板に設けられた貫通孔を介して前記受光素子と前記信号処理部とを接続する配線と、
   を備えた生体情報測定装置。
2. 前記信号処理部は、前記受光信号を増幅する増幅回路である請求項１に記載の生体情報測定装置。
3. 前記貫通孔は、前記受光素子及び前記増幅回路の各々の近傍に設けられている請求項２に記載の生体情報測定装置。
4. 前記受光素子は、生体の血流情報を測定するための赤外領域の波長の光を受光する請求項２又は３に記載の生体情報測定装置。
5. 前記基板は、電気ノイズを遮断する遮断層を内部に含む基板である請求項１〜４のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
6. 前記遮断層は、前記基板の内部に設けられた電源層又はグランド層である請求項５に記載の生体情報測定装置。
7. 前記配線のうち前記基板の前記信号処理部側に配置された配線部分は、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記遮断層の少なくとも一部と重なる位置に設けられている請求項５又は６に記載の生体情報測定装置。
8. 前記受光素子及び発光素子を囲う筐体を更に備え、
   前記筐体の上部には、電気ノイズを遮断する第２の遮断層が設けられている請求項１〜７のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
9. 前記筐体の内部には、電気ノイズを遮断する第３の遮断層が更に設けられている請求項８に記載の生体情報測定装置。
10. 前記貫通孔は、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記筐体と重なる位置に設けられている請求項８又は９に記載の生体情報測定装置。
11. 前記信号処理部は、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記筐体の少なくとも一部と重なる位置に設けられている請求項８又は９に記載の生体情報測定装置。
12. 前記配線のうち前記基板の前記信号処理部側に配置された配線部分は、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記第２の遮断層又は前記第３の遮断層の少なくとも一部と重なる位置に設けられている請求項９に記載の生体情報測定装置。
13. 前記貫通孔は、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記第２の遮断層又は前記第３の遮断層と重なる位置に設けられている請求項９に記載の生体情報測定装置。
14. 前記信号処理部は、前記基板の基板面に垂直な方向から見たときに、前記第２の遮断層又は前記第３の遮断層の少なくとも一部と重なる位置に設けられている請求項９に記載の生体情報測定装置。