JP2019187637A - 生体解析装置、生体解析方法およびプログラム - Google Patents
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Abstract
【課題】生体の血流に関する指標を高精度に測定する。【解決手段】コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動する動作制御部と、前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する指標算定部とを具備する生体解析装置。【選択図】図3
Description
本発明は、生体の状態を解析するための技術に関する。
生体の状態に関する指標を算定する技術が従来から提案されている。例えば特許文献1には、レーザー光の照射時に生体から到来する散乱光を受光することで検出信号を生成し、検出信号のパワースペクトルを利用して生体内の血流量を算定する構成が開示されている。検出信号のパワースペクトルのうち特定の周波数範囲内の部分を利用して血流量が算定される。血流量の算定に利用される周波数範囲の上限値は、パワースペクトルのうち所定の閾値に対応した周波数に設定される。
しかし、特許文献1の技術のように検出信号のパワースペクトルのうち血流量の算定に利用される周波数範囲の上限値を制御しても、検出信号に含まれる0Hz付近のノイズの影響により、生体の血流に関する指標を高精度に測定できない可能性がある。
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生体解析装置は、コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動する動作制御部と、前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する指標算定部とを具備する。
本発明の好適な態様に係る生体解析方法は、コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動し、前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する。
本発明の好適な態様に係るプログラムは、コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動する動作制御部、および、前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する指標算定部としてコンピュータを機能させる。
<第1実施形態>
図1は、第1実施形態に係る生体解析装置100の側面図である。生体解析装置100は、被験者の血流に関する指標(以下「血流指標」という)を非侵襲的に測定する測定機器である。第1実施形態の生体解析装置100は、被験者の身体のうち特定の部位(以下「測定部位」という)Hの血流指標を測定する。以下の説明では、被験者の手首または上腕を測定部位Hとして例示する。
図1は、第1実施形態に係る生体解析装置100の側面図である。生体解析装置100は、被験者の血流に関する指標(以下「血流指標」という)を非侵襲的に測定する測定機器である。第1実施形態の生体解析装置100は、被験者の身体のうち特定の部位(以下「測定部位」という)Hの血流指標を測定する。以下の説明では、被験者の手首または上腕を測定部位Hとして例示する。
生体解析装置100は、被験者(生体の例示)の測定部位Hに装着される。第1実施形態の生体解析装置100は、図1に例示される通り、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る。生体解析装置100は、測定部位Hにベルト14を巻回することで被験者の身体に装着される。
図2は、生体解析装置100の電気的な構成を例示するブロック図である。図2に例示される通り、第1実施形態の生体解析装置100は、制御装置21と記憶装置22と表示装置23と検出装置30とを具備する。制御装置21および記憶装置22は、筐体部12の内部に設置される。
表示装置23(例えば液晶表示パネル)は、図1に例示される通り、例えば筐体部12における測定部位Hとは反対側の表面に設置される。表示装置23は、測定結果を含む各種の画像を制御装置21による制御のもとで表示する。
図2の検出装置30は、被験者の状態に応じた検出信号Sを生成する光学センサーモジュールである。図2に例示される通り、第1実施形態の検出装置30は、発光部31と受光部32と駆動回路33と出力回路34とを具備する。発光部31および受光部32は、例えば筐体部12において測定部位Hに対向する位置(典型的には測定部位Hに接触する表面)に設置される。なお、駆動回路33および出力回路34の一方または双方を検出装置30とは別体の外部回路として設置することも可能である。
発光部31は、測定部位Hに光を照射する光源である。第1実施形態の発光部31は、狭帯域でコヒーレントな光を測定部位Hに照射する。例えば共振器内の共振によりレーザー光を出射するVCSEL(Vertical Cavity Surface Emitting LASER)等の発光素子が発光部31として好適に利用される。第1実施形態の発光部31は、例えば近赤外領域内の所定の波長(例えば800nm〜1300nm)の光を測定部位Hに照射する。図2の駆動回路33は、制御装置21による制御のもとで発光部31を発光させる。なお、相異なる波長の光を出射する複数の発光素子を発光部31として利用してもよい。また、発光部31が出射する光は近赤外光に限定されない。
発光部31から測定部位Hに入射した光は、測定部位Hの内部を通過しながら拡散反射を繰返したうえで筐体部12側に出射する。具体的には、測定部位Hの内部に存在する動脈(例えば、上腕動脈、橈骨動脈または尺骨動脈)等の血管と血管内の血液とを通過した光が測定部位Hから筐体部12側に出射する。
受光部32は、発光部31から出射して測定部位Hの内部を通過した光を受光する。例えば、受光強度に応じた電荷を発生するフォトダイオード(PD:Photo Diode)等の受光素子が受光部32として利用される。具体的には、近赤外領域に高い感度を示すInGaAs(インジウムガリウム砒素)で光電変換層が形成された受光素子が受光部32として好適である。以上の説明から理解される通り、第1実施形態の検出装置30は、発光部31と受光部32とが測定部位Hに対して片側に位置する反射型の光学センサーである。ただし、発光部31と受光部32とが測定部位Hを挟んで反対側に位置する透過型の光学センサーを検出装置30として利用してもよい。
出力回路34は、受光部32による受光強度に応じた検出信号Sを生成する。具体的には、出力回路34は、受光部32に発生した電荷に応じた電圧の出力信号を生成する増幅回路(図示略)と、増幅回路の出力信号をアナログからデジタルの検出信号Sに変換するA/D変換器(図示略)とを具備する。出力回路34が生成したデジタルの検出信号Sが制御装置21に供給される。検出信号Sには、受光部32による受光後の処理に起因した0Hz付近の各種のノイズ(例えばハムノイズ、外乱ノイズまたは誘導ノイズ)が含まれ得る。
受光部32に到達する光は、測定部位Hの内部において静止する組織(静止組織)で拡散反射した成分と、測定部位H内の動脈の内部において移動する物体(典型的には赤血球)で拡散反射した成分とを含む。静止組織での拡散反射の前後において光の周波数は変化しない。他方、赤血球での拡散反射の前後では、赤血球の移動速度(すなわち血流速度)に比例した変化量(以下「周波数シフト量」という)だけ光の周波数が変化する。すなわち、測定部位Hを通過して受光部32に到達する光は、発光部31が出射する光の周波数に対して周波数シフト量だけ変動(周波数シフト)した成分を含む。以上の説明から理解される通り、制御装置21に供給される検出信号Sは、測定部位Hの内部の血流による周波数シフトが反映された光ビート信号である。
図2の制御装置21は、CPU(Central Processing Unit)またはFPGA(Field-Programmable Gate Array)等の演算処理装置であり、生体解析装置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21が実行するプログラムと制御装置21が使用する各種のデータとを記憶する。なお、制御装置21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21の一部また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21と記憶装置22とを別個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21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。
図3は、第1実施形態の制御装置21の機能に着目した構成図である。第1実施形態の制御装置21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、検出装置30が生成した検出信号Sから生体の血圧Pを算定するための複数の機能(動作制御部51および演算処理部52)を実現する。なお、制御装置21の一部の機能を専用の電子回路で実現してもよい。
動作制御部51は、検出装置30を所定の周波数(以下「変調周波数」という)Zで間欠的に駆動(以下「間欠駆動」という)する。間欠駆動とは、検出装置30の少なくとも一部の要素を動作状態および停止状態の一方から他方に周期的に切替える制御動作である。第1実施形態の動作制御部51は、検出装置30の発光部31を変調周波数Zで間欠駆動する。具体的には、変調周波数Zで信号値が変動する矩形波(例えば所定のデューティ比のパルス信号)が発光部31に供給されるように、動作制御部51は駆動回路33を制御する。すなわち、発光部31は変調周波数Zで反復的に点滅する。なお、矩形波に代えて正弦波または三角波を発光部31に供給してもよい。
変調周波数Zは、例えば100kHz±20%の範囲内の周波数である。すなわち、80kHz以上かつ120kHz以下の範囲内の適切な周波数が変調周波数Zとして設定される。さらに好適な態様において、変調周波数Zは、100kHz±10%の範囲内の周波数である。すなわち、90kHz以上かつ110kHz以下の範囲内の適切な周波数が変調周波数Zとして設定される。
図3の演算処理部52は、検出装置30が生成した検出信号Sを利用して測定部位Hの血流指標(血液量指標M,血流量指標F,血圧P)を算定する。図3に例示される通り、第1実施形態の演算処理部52は、周波数解析部61と指標算定部62とを含んで構成される。
周波数解析部61は、検出装置30が生成した検出信号Sから強度スペクトルXを算定する。強度スペクトルXは、検出信号Sにおける周波数毎の強度G(f)の系列である。強度スペクトルXの算定には、高速フーリエ変換(FFT:Fast Fourier Transform)等の公知の周波数解析が任意に採用され得る。周波数解析部61による強度スペクトルXの算定は、時間軸上の単位期間(フレーム)毎に反復的に実行される。単位期間は、所定の時間長の期間である。
発光部31を定常的に発光させた場合(すなわち間欠駆動しない場合)を便宜的に想定する。発光部31を定常的に発光させた場合に生成される検出信号Sの信号値I'(t)(t:時間)は、以下の数式(1)で表現される。数式(1)の記号I0は所定の振幅値であり、記号jは虚数単位である。数式(1)の記号Δωは、発光部31が出射する光と赤血球での拡散反射後の光との間に発生するうなりの角周波数である。記号Aは所定の位相値である。
数式(1)で表現される検出信号Sの強度スペクトルX'は、以下の数式(2)で表現される。数式(2)の記号ωは角周波数である。
数式(1)で表現される検出信号Sの強度スペクトルX'は、以下の数式(2)で表現される。数式(2)の記号ωは角周波数である。
他方、第1実施形態のように発光部31を変調周波数Zで間欠駆動した場合に生成される検出信号Sの信号値I(t)は、以下の数式(3)で表現される。なお、数式(3)の角周波数ωdは、変調周波数Zに対応する角周波数(ωd=2πZ)である。
数式(3)で表現される検出信号Sの強度スペクトルXは、以下の数式(4)で表現される。
数式(3)で表現される検出信号Sの強度スペクトルXは、以下の数式(4)で表現される。
数式(6)から理解される通り、発光部31を変調周波数Zで間欠駆動した場合の強度スペクトルXは、図4の例示の通り、間欠駆動しない場合の強度スペクトルX'を、変調周波数Zに対応する角周波数ωdだけ角周波数軸上で正側に移動させた信号成分Cを含む。すなわち、強度スペクトルX'では0Hz付近に観測される信号成分C'と同様の信号成分Cが、強度スペクトルXでは変調周波数Zの付近にも観測される。
図3の指標算定部62は、周波数解析部61が算定した強度スペクトルXにおける周波数毎の強度G(f)から測定部位Hの血流指標(血液量指標M,血流量指標F,血圧P)を算定する。第1実施形態の指標算定部62は、強度スペクトルXのうち変調周波数Zに対応する所定の周波数範囲(以下「解析範囲」という)Ra内の強度G(f)から血流指標を算定する。
図4は、解析範囲Raの説明図である。図4に例示される通り、解析範囲Raは、変調周波数Zの低周波数側に位置する所定幅の周波数帯域である。具体的には、解析範囲Raは、変調周波数Zの0.5倍の周波数(0.5Z)から当該変調周波数Zまでの範囲Yaに内包される。第1実施形態の解析範囲Raは、下限値fLと上限値fHとの間の範囲である。上限値fHは、変調周波数Z以下の周波数であり、下限値fLは、上限値fHを下回る周波数である。解析範囲Raの下限値fLは、例えば40kHz以上に設定され、上限値fHは、出力回路34を構成するA/D変換器の標本化周波数Fsに対応するナイキスト周波数(Fs/2)以下に設定される。具体的には、変調周波数Zが100kHzである場合を想定すると、下限値fLは60kHzに設定され、上限値fHは100kHz(fH=Z)に設定される。
以上に説明した通り、第1実施形態では、解析範囲Ra内の強度G(f)から測定部位Hの血流指標が算定される。したがって、変調周波数Zによる発光部31の間欠駆動よりも後段の経路で発生した、解析範囲Raよりも低い周波数のノイズの影響が低減される。特に、変調周波数Zとの差異が大きい0Hz付近のノイズの影響が有効に低減される。
図3の指標算定部62は、強度スペクトルXのうち以上に説明した解析範囲Ra内の強度G(f)から血液量指標Mおよび血流量指標Fを算定する。血液量指標Mは、測定部位Hの血液量を表す指標(いわゆるMASS値)である。具体的には、血液量指標Mは、単位体積内の赤血球の個数の指標である。心臓の拍動に同期した血管径の脈動に連動して血液量は変動する。すなわち、血液量指標Mは血管径にも相関する。したがって、血液量指標Mは、測定部位Hの血管径(さらには血管の断面積)の指標とも換言され得る。
血液量指標Mは、例えば以下の数式(7a)で表現される。数式(7a)の記号<I2>は、検出信号Sの全帯域にわたる平均強度、または、強度スペクトルXのうち0Hzでの強度G(0)(すなわち直流成分の強度)である。また、数式(7a)の記号Kmは、所定の定数であり、例えば血液量指標Mの実測値を利用した校正作業により設定される。
数式(7a)から理解される通り、指標算定部62は、強度スペクトルXのうち解析範囲Ra内における周波数f毎の強度G(f)を積算することで血液量指標Mを算定する。なお、指標算定部62は、数式(7a)の積分を総和(Σ)に置換した以下の数式(7b)の演算により血液量指標Mを算定してもよい。数式(7b)の記号Δfは、周波数軸上で1個の強度G(f)に対応する帯域幅であり、周波数軸上に配列された複数の矩形で強度スペクトルXを近似したときの各矩形の横幅に相当する。指標算定部62による血液量指標Mの算定は、単位期間毎に反復される。
血流量指標Fは、測定部位Hの血流量の指標(いわゆるFLOW値)である。具体的には、血流量指標Fは、単位時間内に動脈内を移動する血液の体積である。血流量指標Fは、例えば以下の数式(8a)で表現される。なお、数式(8a)の記号Kfは、所定の定数であり、例えば血流量指標Fの実測値を利用した校正作業により設定される。
数式(8a)から理解される通り、指標算定部62は、強度スペクトルXのうち解析範囲Ra内における周波数f毎の強度G(f)と周波数|f−Z|との積を積算することで血流量指標Fを算定する。なお、指標算定部62は、数式(8a)の積分を総和(Σ)に置換した以下の数式(8b)の演算により血流量指標Fを算定してもよい。血流量指標Fの算定は、単位期間毎に反復的に実行される。
指標算定部62は、血液量指標Mと血流量指標Fとを利用して測定部位Hの血圧Pを算定する。指標算定部62による血圧Pの算定は、単位期間毎に反復的に実行される。具体的には、指標算定部62は、任意の1個の単位期間について算定された血液量指標Mと当該単位期間について算定された血流量指標Fとから、当該単位期間の血圧Pを算定する。
血液量指標Mと血流量指標Fと血圧Pとの関係について説明する。血圧Pは、血流量qと血管抵抗rとの積として表現される(P=q×r)。血管抵抗rは、以下の数式(9a)で表現される通り、血管径dの4乗の逆数に比例する(記号a0は比例定数)。また、血管径dが血液量指標Mの3乗根に比例し、血流量qが血流量指標Fに比例すると仮定した場合、以下の数式(9b)および数式(9c)が成立する(記号a1および記号a2は比例定数)。
以上に説明した関係を考慮すると、血液量指標Mと血流量指標Fと血圧Pとの関係を表現する以下の数式(10)が導出される。
指標算定部62は、血液量指標Mと血流量指標Fとを利用した数式(10)の演算により測定部位Hの血圧Pを算定する。血圧Pの算定は単位期間毎に反復されるから、測定部位Hの血圧Pの時間変化(血圧Pの時系列)が測定される。制御装置21は、指標算定部62が算定した血圧Pを表示装置23に表示させる。
指標算定部62は、血液量指標Mと血流量指標Fとを利用した数式(10)の演算により測定部位Hの血圧Pを算定する。血圧Pの算定は単位期間毎に反復されるから、測定部位Hの血圧Pの時間変化(血圧Pの時系列)が測定される。制御装置21は、指標算定部62が算定した血圧Pを表示装置23に表示させる。
図5は、制御装置21が血流指標を算定する処理(以下「生体解析処理」という)の具体的な手順を例示するフローチャートである。単位期間毎に図5の生体解析処理が実行される。生体解析処理を開始すると、動作制御部51は、検出装置30の発光部31を変調周波数Zで間欠駆動する(S1)。周波数解析部61は、単位期間内の検出信号Sから強度スペクトルXを算定する(S2)。
指標算定部62は、強度スペクトルXのうち変調周波数Zに対応する解析範囲Ra内の周波数f毎の強度G(f)から血流指標を算定する(S3−S5)。具体的には、指標算定部62は、解析範囲Ra内の強度G(f)を適用した数式(7a)または数式(7b)の演算により血液量指標Mを算定する(S3)。また、指標算定部62は、解析範囲Ra内の強度G(f)を適用した数式(8a)または数式(8b)の演算により血流量指標Fを算定する(S4)。そして、指標算定部62は、血液量指標Mおよび血流量指標Fを適用した数式(10)の演算により被験者の血圧Pを算定する(S5)。制御装置21は、指標算定部62が算定した血圧Pを表示装置23に表示させる(S6)。なお、血液量指標Mの算定(S3)および血流量指標Fの算定(S4)との順序を逆転してもよい。
以上に説明した通り、第1実施形態では、検出装置30が変調周波数Zで間欠駆動され、変調周波数Zに対応する解析範囲Ra内における検出信号Sの周波数f毎の強度G(f)から血流指標が算定される。したがって、発光部31よりも後段の経路で発生した、解析範囲Raよりも低い周波数のノイズ(特に変調周波数Zとの差異が大きい0Hz付近のノイズ)の影響が低減される。すなわち、検出信号Sに含まれる0Hz付近のノイズの影響を低減して血流指標を高精度に算定できる。
<第2実施形態>
本発明の第2実施形態を説明する。なお、以下の各例示において機能が第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、以下の各例示において機能が第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。
第1実施形態では、変調周波数Zの低周波数側に位置する解析範囲Ra内の強度G(f)から血流指標を算定した。第2実施形態では、変調周波数Zの高周波数側に位置する解析範囲Rb内の強度G(f)から血流指標を算定する。
図4に例示される通り、解析範囲Rbは、変調周波数Zから当該変調周波数Zの1.5倍の周波数(1.5Z)までの範囲Ybに内包される周波数帯域である。解析範囲Rbは、下限値fLと上限値fHとの間の範囲である。下限値fLは、変調周波数Z以上の周波数であり、上限値fHは、下限値fLを上回る周波数である。例えば、変調周波数Zが100kHzである場合を想定すると、下限値fLは100kHzに設定され、上限値fHは140kHzに設定される。
具体的には、指標算定部62は、解析範囲Rb内の周波数f毎の強度G(f)を積算する数式(7a)または数式(7b)の演算により血液量指標Mを算定し、解析範囲Rb内の周波数f毎の強度G(f)と周波数|f−Z|との積を積算する数式(8a)または数式(8b)の演算により血流量指標Fを算定する。血液量指標Mおよび血流量指標Fから血圧Pを算定する具体的な処理は第1実施形態と同様である。
第2実施形態においても第1実施形態と同様の効果が実現される。なお、変調周波数Zの低周波数側では、検出信号Sのうち0Hz付近の信号成分C'と変調周波数Zの付近の信号成分Cとの間で裾野の部分が重複する可能性があるのに対し、変調周波数Zの高周波数側では、信号成分C'と信号成分Cとが重複する可能性は低い。第2実施形態では、変調周波数Zの高周波数側の解析範囲Rbが血流指標の算定に利用されるから、信号成分C'と信号成分Cとの重複に起因した血流指標の誤差を低減できるという利点がある。他方、第1実施形態では、変調周波数Zの低周波数側の解析範囲Raが血流指標の算定に利用されるから、変調周波数Zの高周波数側の解析範囲Rbを利用する構成と比較して、周波数軸上の高周波数側までの広帯域にわたる信号処理が不要であるという利点がある。
<第3実施形態>
第1実施形態では、変調周波数Zの低周波数側の解析範囲Ra内の強度G(f)から血流指標を算定し、第2実施形態では、変調周波数Zの高周波数側の解析範囲Rb内の強度G(f)から血流指標を算定した。第3実施形態では、解析範囲Ra内の強度G(f)から算定される血流指標と解析範囲Rb内の強度G(f)から算定される血流指標とから、最終的な血流指標を算定する。
第1実施形態では、変調周波数Zの低周波数側の解析範囲Ra内の強度G(f)から血流指標を算定し、第2実施形態では、変調周波数Zの高周波数側の解析範囲Rb内の強度G(f)から血流指標を算定した。第3実施形態では、解析範囲Ra内の強度G(f)から算定される血流指標と解析範囲Rb内の強度G(f)から算定される血流指標とから、最終的な血流指標を算定する。
具体的には、第3実施形態の指標算定部62は、解析範囲Ra内の各強度G(f)から血液量指標Maと血流量指標Faとを算定し、解析範囲Rb内の各強度G(f)から血液量指標Mbと血流量指標Fbとを算定する。そして、指標算定部62は、血液量指標Maと血液量指標Mbとから確定的な血液量指標Mを特定する。例えば、指標算定部62は、血液量指標Maおよび血液量指標Mbの一方または平均を血液量指標Mとして特定する。同様に、指標算定部62は、血流量指標Faと血流量指標Fbとから確定的な血流量指標Fを特定する。例えば、指標算定部62は、血流量指標Faおよび血流量指標Fbの一方または平均を血流量指標Fとして特定する。血液量指標Mおよび血流量指標Fから血圧Pを算定する処理は第1実施形態と同様である。
<第4実施形態>
第1実施形態から第3実施形態では、動作制御部51が発光部31を変調周波数Zで間欠駆動する構成を例示した。第4実施形態では、検出装置30の受光部32を動作制御部51が変調周波数Zで間欠駆動する。
第1実施形態から第3実施形態では、動作制御部51が発光部31を変調周波数Zで間欠駆動する構成を例示した。第4実施形態では、検出装置30の受光部32を動作制御部51が変調周波数Zで間欠駆動する。
具体的には、動作制御部51は、受光強度に応じた検出信号Sの出力/停止が変調周波数Zで反復されるように受光部32を制御する。したがって、第1実施形態と同様に、検出信号Sの強度スペクトルXは、図4の例示と同様に、変調周波数Zにピークが存在する信号成分Cを含む。変調周波数Zに対応する解析範囲Ra内における周波数f毎の強度G(f)から血流指標(血液量指標Mおよび血流量指標F)を算定する構成および動作は第1実施形態と同様である。
第4実施形態においても第1実施形態と同様の効果が実現される。なお、変調周波数Zの高周波数側の解析範囲Rbを血流指標の特定に利用する第2実施形態の構成や、解析範囲Raおよび解析範囲Rbの双方を血流指標の特定に利用する第3実施形態の構成は、第4実施形態にも適用される。
<第5実施形態>
図6は、第3実施形態における生体解析装置100の使用例を示す模式図である。図6に例示される通り、生体解析装置100は、相互に別体で構成された検出ユニット71と表示ユニット72とを具備する。検出ユニット71は、前述の各形態で例示した検出装置30を具備する。図6には、被験者の上腕に装着される形態の検出ユニット71が例示されている。図7に例示される通り、被験者の手首に装着される形態の検出ユニット71も好適である。
図6は、第3実施形態における生体解析装置100の使用例を示す模式図である。図6に例示される通り、生体解析装置100は、相互に別体で構成された検出ユニット71と表示ユニット72とを具備する。検出ユニット71は、前述の各形態で例示した検出装置30を具備する。図6には、被験者の上腕に装着される形態の検出ユニット71が例示されている。図7に例示される通り、被験者の手首に装着される形態の検出ユニット71も好適である。
表示ユニット72は、前述の各形態で例示した表示装置23を具備する。例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末が表示ユニット72の好適例である。ただし、表示ユニット72の具体的な形態は任意である。例えば、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末、または、生体解析装置100の専用の情報端末を表示ユニット72として利用してもよい。
動作制御部51は、検出ユニット71に搭載されて検出装置30を制御する。演算処理部52は、表示ユニット72に搭載される。検出ユニット71の検出装置30が生成した検出信号Sが有線または無線で表示ユニット72に送信される。表示ユニット72の演算処理部52は、検出信号Sから血流指標(血液量指標M,血流量指標F,血圧P)を算定して表示装置23に表示する。
なお、演算処理部52を検出ユニット71に搭載してもよい。演算処理部52は、検出装置30が生成した検出信号Sから血流指標(血液量指標M,血流量指標F,血圧P)を算定し、当該血流指標を表示するためのデータを表示ユニット72に有線または無線で送信する。表示ユニット72の表示装置23は、検出ユニット71から受信したデータが示す血流指標を表示する。
<解析範囲Rに関する補足>
以上に例示した各形態は、検出装置30(発光部31または受光部32)を変調周波数Zで間欠駆動するという構成(以下「構成A」という)を採用する。構成Aを採用することで実際の生体解析装置(以下「実製品」という)から観測される挙動を以下に説明する。図8に例示される通り、実製品90は、検出装置91と演算装置92と表示装置93とを具備する。検出装置91は、生体の状態に応じた検出信号Sを生成する。演算装置92は、検出装置91が出力する検出信号Sから血流指標を算定する。表示装置93は、演算装置92が算定した血流指標を表示する。
以上に例示した各形態は、検出装置30(発光部31または受光部32)を変調周波数Zで間欠駆動するという構成(以下「構成A」という)を採用する。構成Aを採用することで実際の生体解析装置(以下「実製品」という)から観測される挙動を以下に説明する。図8に例示される通り、実製品90は、検出装置91と演算装置92と表示装置93とを具備する。検出装置91は、生体の状態に応じた検出信号Sを生成する。演算装置92は、検出装置91が出力する検出信号Sから血流指標を算定する。表示装置93は、演算装置92が算定した血流指標を表示する。
前述の各形態で説明した通り、構成Aにおける解析範囲R(Ra,Rb)は、変調周波数Zの0.5倍の周波数(以下「参照周波数」という)Zrefよりも高周波数側の範囲である(Zref=0.5Z)。すなわち、構成Aでは、検出信号Sにおいて参照周波数Zrefを下回る信号成分の強度は血流指標(血液量指標M,血流量指標F,血圧P)に反映されない。以上の説明から理解される通り、参照周波数Zrefを下回る周波数のノイズが検出信号Sに含まれる場合でも、血流指標に当該ノイズは反映されない。参照周波数Zrefは、例えば40kHzである。
以上の傾向を前提として、実製品90において生成される検出信号Sに外部装置からノイズを付加する状況を想定する。具体的には、図8に例示される通り、実製品90において検出装置91と演算装置92とを接続するための接続端子Tに外部装置からノイズNを付加する。接続端子Tは、検出装置91から演算装置92に供給される検出信号Sの経路上の実装端子である。
具体的には、周波数が相違する複数のノイズN(周波数f1,f2,f3)の各々が実製品90の検出信号Sに順次に付加される。複数のノイズNは、例えばパルスジェネレーター等の波形発生器で生成される。各ノイズの周波数(f1,f2,f3)は、参照周波数Zrefを下回ると推定される周波数である。例えば、周波数f1は5kHzであり、周波数f2は10kHzであり、周波数f3は20kHzである。
前述の通り、構成Aでは、検出信号Sにおいて参照周波数Zrefを下回る信号成分の強度は血流指標(血液量指標M,血流量指標F,血圧P)に反映されない。したがって、構成Aでは、検出信号Sに付加されたノイズNの周波数(f1,f2,f3)に関わらず、表示装置93に表示される血流指標は略同一の数値となる可能性が高い。以上の説明から理解される通り、参照周波数Zrefを下回る範囲で周波数を相違させた複数のノイズNの各々を検出信号Sに付加した場合に、血流指標がノイズNの周波数によらず略同一の数値となる実製品90は、構成Aを採用している可能性が充分に高い。
なお、以上の説明では、実製品90の検出装置91が生成した検出信号SにノイズNを付加したが、周波数が相違する複数のノイズNの各々が付加された検出信号Sを外部装置から接続端子Tに順次に供給してもよい。
<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、変調周波数Zを100kHz±20%の範囲内の周波数に設定したが、変調周波数Zの具体的な数値は以上の例示に限定されない。例えば、変調周波数Zを200kHz±20%の範囲内の数値としてもよい。すなわち、160kHz以上かつ240kHz以下の範囲内の適切な周波数が変調周波数Zとして設定される。さらに好適な態様において、変調周波数Zは、200kHz±10%の範囲内の周波数である。すなわち、180kHz以上かつ220kHz以下の範囲内の適切な周波数が変調周波数Zとして設定される。
(2)前述の各形態では、血液量指標Mと血流量指標Fと血圧Pとを血流指標として例示したが、血流指標の種類は以上の例示に限定されない。例えば、血液量指標Mに応じた血管径dや血管の断面積、血流量指標Fに応じた血流量q、または、血流量を血管の断面積で除算した血流速度を、指標算定部62が血流指標として算定することも可能である。また、血流量指標Fを血流指標として算定する構成では、血液量指標Mおよび血圧Pの算定は省略される。以上に例示した血流指標から血管年齢(血管の硬さの指標)を算定して被験者に報知してもよい。また、以上に例示した血流指標から被験者の血流状態を複数の段階(例えば、異常/高目/通常、など)から特定して被験者に報知することも可能である。
(3)前述の各形態では、検出装置30を具備する生体解析装置100を例示したが、検出装置30を生体解析装置100とは別体とした構成も想定される。検出装置30は、例えば被験者の手首や上腕等の測定部位Hに装着される可搬型の光学センサーモジュールである。また、前述の各形態では、表示装置23を具備する生体解析装置100を例示したが、表示装置23を生体解析装置100とは別体とした構成も想定される。
(4)前述の各形態では、筐体部12とベルト14とを具備する腕時計型の生体解析装置100を例示したが、生体解析装置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、被験者の耳部に装着可能な耳装着型、被験者の指先に装着可能な指装着型(例えば着爪型)、または、被験者の頭部に装着可能な頭部装着型など、任意の形態の生体解析装置が採用され得る。
(5)前述の各形態では、被験者の血流指標を表示装置23に表示したが、血流指標を被験者に報知するための構成は以上の例示に限定されない。例えば、血流指標を音声で被験者に報知することも可能である。被験者の耳部に装着可能な耳装着型の生体解析装置においては、血流指標を音声で報知する構成が特に好適である。また、血流指標を被験者に報知することは必須ではない。例えば、生体解析装置が算定した血流指標を通信網から他の通信装置に送信してもよい。また、生体解析装置の記憶装置22や生体解析装置に着脱可能な可搬型の記録媒体に血流指標を格納してもよい。
(6)前述の各形態に係る生体解析装置100は、前述の例示の通り、制御装置21とプログラムとの協働により実現される。本発明の好適な態様に係るプログラムは、コンピューターが読取可能な記録媒体に格納された形態で提供されてコンピューターにインストールされ得る。また、配信サーバーが具備する記録媒体に格納されたプログラムを、通信網を介した配信の形態でコンピューターに提供することも可能である。記録媒体は、例えば非一過性(non-transitory)の記録媒体であり、CD-ROM等の光学式記録媒体(光ディスク)が好例であるが、半導体記録媒体または磁気記録媒体等の公知の任意の形式の記録媒体を包含し得る。なお、非一過性の記録媒体とは、一過性の伝搬信号(transitory, propagating signal)を除く任意の記録媒体を含み、揮発性の記録媒体を除外するものではない。
100…生体解析装置、12…筐体部、14…ベルト、21…制御装置、22…記憶装置、23…表示装置、30…検出装置、31…発光部、32…受光部、33…駆動回路、34…出力回路、51…動作制御部、52…演算処理部、61…周波数解析部、62…指標算定部。
Claims (11)
- コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動する動作制御部と、
前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する指標算定部と
を具備する生体解析装置。 - 前記動作制御部は、前記発光部を前記変調周波数で間欠駆動する
請求項1の生体解析装置。 - 前記動作制御部は、前記受光部を前記変調周波数で間欠駆動する
請求項1の生体解析装置。 - 前記解析範囲は、前記変調周波数の0.5倍の周波数から当該変調周波数までの範囲に内包される
請求項1から請求項3の何れかの生体解析装置。 - 前記解析範囲は、前記変調周波数から当該変調周波数の1.5倍の周波数までの範囲に内包される
請求項1から請求項3の何れかの生体解析装置。 - 前記変調周波数は、100kHz±20%または200kHz±20%の範囲内の周波数である
請求項1から請求項5の何れかの生体解析装置。 - 前記解析範囲の下限値は、40kHz以上である
請求項1から請求項6の何れかの生体解析装置。 - 前記指標算定部は、前記解析範囲内において周波数毎の強度を積算することで血液量指標を前記血流指標として算定する
請求項1から請求項7の何れかの生体解析装置。 - 前記指標算定部は、前記解析範囲内において周波数毎の強度と当該周波数との積を積算することで血流量指標を前記血流指標として算定する
請求項1から請求項8の何れかの生体解析装置。 - コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動し、
前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する
生体解析方法。 - コヒーレントな光を生体に照射する発光部と当該生体の内部を通過した光を受光する受光部とを含み、当該受光部による受光強度に応じた検出信号を出力する検出装置を、変調周波数で間欠駆動する動作制御部、および、
前記検出装置が生成した検出信号における周波数毎の強度のうち、前記変調周波数に対して低周波数側または高周波数側の解析範囲内の強度から、前記生体の血流に関する血流指標を算定する指標算定部
としてコンピュータを機能させるプログラム。
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JP2018081668A JP2019187637A (ja) | 2018-04-20 | 2018-04-20 | 生体解析装置、生体解析方法およびプログラム |
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ID=68388016
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Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2022013961A1 (ja) * | 2020-07-15 | 2022-01-20 | 日本電気株式会社 | 生体情報取得装置、生体情報取得方法、および記録媒体 |
WO2022139257A1 (ko) * | 2020-12-21 | 2022-06-30 | 주식회사 바이랩 | 반복적으로 고주파 전류를 주입하거나 전압을 인가하는 동안에 저주파 생체신호를 측정하는 장치 및 그 방법 |
-
2018
- 2018-04-20 JP JP2018081668A patent/JP2019187637A/ja active Pending
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WO2022013961A1 (ja) * | 2020-07-15 | 2022-01-20 | 日本電気株式会社 | 生体情報取得装置、生体情報取得方法、および記録媒体 |
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