JP4714017B2

JP4714017B2 - 生体センサ

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Publication number: JP4714017B2
Application number: JP2005369390A
Authority: JP
Inventors: 孝規清倉
Original assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Current assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Priority date: 2005-12-22
Filing date: 2005-12-22
Publication date: 2011-06-29
Anticipated expiration: 2025-12-22
Also published as: JP2007167369A

Description

本発明は生体組織からの散乱光を利用して対象生体組織における血流量、血液量、血流速度、脈拍を測定する生体センサに関するものである。

高齢化が進み、生活習慣病などを予防するため健康を管理することについての関心が高まっている。血液の流れが悪くなることによって起きる脳血栓、心筋梗塞などの生活習慣病を早期且つ簡便に発見するためにレーザ光を利用して血液の流れに関する測定を行う生体センサ、例えば血流計が開発されている（例えば、特許文献１及び特許文献２参照。）。

図６は特許文献２に記載される従来の血流計のブロック図である。図６に示す血流計は被検体に光を照射し、被検体からの散乱光を受光して電気信号を出力するセンサチップ６１、前記電気信号を増幅する増幅器６２、駆動演算部６３及び測定結果を表示する出力部６４を備えている。また、駆動演算部６３は、アナログ−デジタル変換器６５、センサチップ６１に含まれる発光素子を駆動する発光素子駆動回路６６、増幅器６２からの信号から演算を行い血流を計算するデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）６７、電源回路６８及びインターフェース回路６９を有する。

レーザ光を利用して血液の流れに関する測定を行う生体センサは、静止している生体組織からの静止組織散乱光と生体組織の毛細血管中を移動する光散乱粒子、例えば血球からの血球散乱光とを受光する。静止組織散乱光の周波数と血球散乱光の周波数とを比較すると、血球散乱光の周波数は血流によりドップラーシフトしているため、静止組織散乱光と血球散乱光とは干渉する。

従って、静止組織散乱光と血球散乱光との干渉光をヘテロダイン検波等で検出することで血流量、血液量、血流速度及び脈拍（以下、「血流量、血液量、血流速度及び脈拍」を「血流等」と略記する。）を測定することができる。レーザ光を利用して血液の流れについて測定する測定原理は、例えば、非特許文献１に記載されている。
特開２００２−３３０９３６号公報特開２００４−２２９９２０号公報Ｍ．Ｄ．Ｓｔｅｒｎ："Ｉｎｖｉｖｏｅｖａ１ｕａｔｉｏｎｏｆｍｉｃｒｏｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎｂｙｃｏｈｅｒｅｎｔｌｉｇｈｔｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ"Ｎａｔｕｒｅ，ｖｏｌ．２５４，ｐｐ．５６−５８（１９７５）

従来の血流計は操作性の向上及び小型化のために、センサチップ６１及び増幅器６２をセンサヘッド部に内蔵させて駆動演算部６３及び出力部６４を内蔵する本体部から分離している。従来の血流計はセンサヘッド部と本体部との間を配線で接続し、センサヘッド部を被検体に接触又は近接させて血流等を測定する。しかし、センサヘッド部と本体部との間はある程度の長さがあり、センサヘッド部からの信号は前記配線を通る間に外部からノイズを受けやすいため、従来の血流計は測定結果の信頼性に課題があった。

本発明は上記課題を解決するためになされたもので、センサヘッド部と本体部との間で受けるノイズの影響を低減し、精度よく被検体の血流等の測定ができる生体センサを提供することを目的とする。

前記目的を達成するために、本発明に係る生体センサは、従来、本体部に搭載されていたアナログ−デジタル変換器をセンサヘッド部に搭載し、センサヘッド部からデジタル信号を本体部に出力することとした。

具体的には、本発明は、第一筐体に収容されている本体部と、デジタル信号線、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を出力する増幅器と、前記増幅器からの前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記デジタル信号線に出力するアナログ−デジタル変換器と、を有し、前記本体部は、前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

被検体からの散乱光は前記受光素子で電気的なアナログ信号となり、前記アナログ信号は前記増幅器で血流等の被検体の情報を有する特定の周波数成分が増幅される。その後、特定の周波数成分を増幅されたアナログ信号は前記アナログ−デジタル変換器でデジタル信号に変換された後に前記本体部に向けて出力される。デジタル信号はノイズの影響を受け難いため、前記本体部は前記センサヘッド部からの前記デジタル信号を精度良く受信できる。

従って、本発明は、センサヘッド部と本体部との間に受けるノイズの影響を低減して精度よく被検体の血流等の測定ができる生体センサを提供することができる。

前記目的を達成するために、本発明に係る生体センサは、従来、本体部に搭載されていたアナログ−デジタル変換器をセンサヘッド部と本体部との間に配置し、センサヘッド部と本体部との間でセンサヘッド部からのアナログ信号をデジタル信号に変換することとした。

具体的には、本発明は、第一筐体に収容されている本体部と、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、アナログ信号線で前記センサヘッド部と接続され、デジタル信号線及びアナログ−デジタル変換用電源線で前記本体部と接続され、第三筐体に収容されているアナログ−デジタル変換器と、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、前記アナログ−デジタル変換器は、前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記デジタル信号線に出力し、前記本体部は、前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部及び前記アナログ−デジタル変換用電源線を介して前記アナログ−デジタル変換器に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

被検体からの散乱光は前記受光素子で電気的なアナログ信号となり、前記アナログ信号は前記増幅器で血流等の被検体の情報を有する特定の周波数成分が増幅された後、アナログのまま前記センサヘッド部から前記本体部に向けて出力される。前記アナログ信号は前記センサヘッド部と前記本体部との間に配置されたアナログ−デジタル変換器でデジタル信号に変換される。デジタル信号はノイズの影響を受け難いため、前記本体部は前記センサヘッド部からの信号をアナログよりデジタルのほうが精度良く受信できる。また、前記アナログ−デジタル変換器が前記センサヘッド部に無いため、前記センサヘッド部を小型化することができる。

前記目的を達成するために、本発明に係る生体センサはローパスフィルタを本体部に搭載し、センサヘッド部から送られてきた信号のノイズ成分を除去することとした。

具体的には、本発明は、第一筐体に収容されている本体部と、アナログ信号線、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、前記本体部は、前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去するローパスフィルタと、前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

前記生体センサは、センサヘッド部と本体部との間にアナログ−デジタル変換器を備えた生体センサで説明したように、前記センサヘッド部からアナログ信号を前記本体部に向けて出力する。前記センサヘッド部と前記本体部との間で信号が受けるノイズの周波数成分は前記アナログ信号に対して高い周波数を有している。そこで、前記本体部が信号処理する前に前記ローパスフィルタでノイズの周波数成分を除去することで、前記本体部は前記センサヘッド部からの信号を精度良く処理できる。また、前記アナログ−デジタル変換器が前記センサヘッド部に無いため、前記センサヘッド部を小型化することができる。

前記目的を達成するために、本発明に係る生体センサは、ローパスフィルタをセンサヘッド部と本体部との間に配置し、センサヘッド部とローパスフィルタ間で受けたノイズを低減して本体部に出力することとした。

具体的には、本発明は、第一筐体に収容されている本体部と、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、第一アナログ信号線で前記センサヘッド部と接続され、第二アナログ信号線で前記本体部と接続され、第三筐体に収容されているローパスフィルタと、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記第一アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、前記ローパスフィルタは、前記第一アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去して第二アナログ信号線に出力し、前記本体部は、前記第二アナログ信号線を介して受信する前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

前記生体センサは、センサヘッド部と本体部との間にアナログ−デジタル変換器を備えた生体センサで説明したように、前記センサヘッド部からアナログ信号を前記本体部に向けて出力する。前記ローパスフィルタが前記センサヘッド部と前記本体部との間でノイズによる高周波成分を除去するため、前記本体部は前記センサヘッド部からの信号を前記ローパスフィルタがない場合よりノイズ成分を低減して受信できる。また、前記アナログ−デジタル変換器が前記センサヘッド部に無いため、前記センサヘッド部を小型化することができる。

本発明に係る生体センサは、前記増幅器から前記アナログ−デジタル変換器までの前記アナログ信号の線路長が１ｍｍ以上４００ｍｍ以下であることが好ましい。

アナログ信号はノイズの影響を受けやすいため、高精度な測定をするためにはアナログ信号の線路長を短くする必要がある。アナログ信号の線路長を前記範囲とすることでノイズ成分がアナログ−デジタル変換されることを低減することができる。

本発明に係る生体センサは、前記センサヘッド部の前記発光素子及び前記受光素子が搭載される基板が半導体基板であり、前記発光素子及び前記受光素子が前記半導体基板に光集積回路として形成されていることが好ましい。

さらに、同一半導体基板上に光回路として発光素子及び受光素子を備えることで、組み立て時の光軸調整が不要であり、光軸がずれることがなくなる。そのため、前記発光素子は被検体の所定の位置にレーザ光を照射でき、前記受光素子は前記散乱光を高精度に受光することができる。また、前記センサヘッド部を小型化することができる。

本発明は、センサヘッド部と本体部との間に受けるノイズの影響を低減して精度よく被検体の血流等の測定ができる生体センサを提供することができる。

添付の図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。以下に説明する実施の形態は本発明の構成の例であり、本発明は、以下の実施の形態に制限されるものではない。

（実施の形態１）
本実施形態は、第一筐体に収容されている本体部と、デジタル信号線、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を出力する増幅器と、前記増幅器からの前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記デジタル信号線に出力するアナログ−デジタル変換器と、を有し、前記本体部は、前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

本実施形態に係る生体センサ８０１のブロック図を図１に示す。生体センサ８０１は本体部３０１を収容する第一筐体１、センサヘッド部３０２を収容する第二筐体２及び出力部１４を備える。

第一筐体１は、重量のある電源回路１８を収容でき且つ微小信号を取り扱うため外部からの電磁波を防止できるアルミやステンレス等の金属で形成されることが好ましい。

第二筐体２は、被検体近傍に移動させるプローブ的機能をもたせるため、軽量且つ変形しない素材、例えばアクリルやポリカーボネート等のプラスチックで形成されることが好ましい。また、被検体９００に接触される場合は、第二筐体２の形状を被検体９００に容易に装着できる形状にすることが好ましい。例えば、第二筐体２の被検体９００との接触面の形状を凹面形状とすることで、第二筐体２を被検体９００に容易に密着させることができる。

本体部３０１は信号処理回路１７、インターフェース回路１９、発光素子駆動回路１６及び電源回路１８を有する。

信号処理回路１７は、入力されたデジタル信号を所定の規則に従い処理を行う電気回路である。信号処理回路１７は大量のデジタル信号のデータを高速に処理できるため、入力されたデジタル信号を処理した結果をリアルタイムで出力することができる。例えば、信号処理回路１７としてＤＳＰが例示できる。

インターフェース回路１９は、本体部３０１と外部の周辺機器とが通信できるように入力された信号を所定の規格の信号に変換する電気回路である。例えば、インターフェース回路１９は入力された信号をＲＳ−２３２Ｃ規格の信号に変換することが例示できる。

発光素子駆動回路１６は、発光素子へ電力を供給するとともに、発光素子の点灯消灯及び照度を制御する電気回路である。

電源回路１８は、所定の電圧の電源を外部に供給する電気回路である。交流を直流に変換する回路、電圧変換回路、電圧安定化回路が含まれる。また、電源回路１８はバッテリーであっても良い。

なお、本体部３０１は信号処理回路１７、インターフェース回路１９、発光素子駆動回路１６及び電源回路１８を一つのＬＳＩとして構成することが可能である。

センサヘッド部３０２は発光素子１０１、受光素子１０２、増幅器１２及びアナログ−デジタル変換器１５を有する。

発光素子１０１は、基板１１に搭載され、被検体９００へレーザ光Ｐを照射する。センサヘッド部３０２を小型化するため、発光素子１０１として半導体レーザが好ましい。半導体レーザとしては、波長９８０ｎｍのファブリペローレーザ、波長８５０ｎｍのＤＢＲレーザ、波長１．３μｍのＤＦＢレーザ、波長１．３μｍのファブリペローレーザなどを用いることができる。特に、波長１．３μｍの光は、従来の市販品で多く使われている波長７８０ｎｍの光に比べ、皮膚組織の透過率が高く、皮下深くの血流を検出でき、そのためＳＮ比の良い血流波形を計測できる。また、ＤＦＢレーザは安定性がよく、冷却のためのペルチェ素子は不要である。

受光素子１０２は、基板１１に搭載され、被検体９００内からの散乱光Ｓを受光し、散乱光Ｓの光強度に応じた散乱光強度信号１０７を出力する。受光素子１０２としてフォトダイオードが例示される。散乱光Ｓはレーザ光Ｐが被検体９００内で散乱した光であるため、フォトダイオードの種類は発光素子１０１の種類に応じて選択される。また、受光素子１０２は散乱光Ｓを効率よく受光できる基板１１の位置に搭載される。

増幅器１２は入力されたアナログ信号のうち特定の周波数の範囲を抽出して所定の利得で増幅し、出力する。

アナログ−デジタル変換器１５は、入力されたアナログ信号を所定の周波数でサンプリングを行い、量子化して出力する。被検体の血流等を測定する場合のサンプリング周波数は２００ｋＨｚであることが例示できる。

本体部３０１とセンサヘッド部３０２とはデジタル信号線Ｄ１、センサヘッド用電源線Ｅ１及び発光素子駆動線Ｌ１で接続される。具体的には、デジタル信号線Ｄ１はアナログ−デジタル変換器１５と信号処理回路１７とを接続し、センサヘッド用電源線Ｅ１は電源回路１８とセンサヘッド部３０２とを接続し、発光素子駆動線Ｌ１は発光素子駆動回路１６と発光素子１０１とを接続する。

出力部１４はインターフェース回路１９から出力されるデータを表示する小型液晶ディスプレイ等が例示できる。

生体センサ８０１は以下のように被検体９００の血流等を測定する。第二筐体２を血流等の測定箇所である被検体９００に近接又は接触させる。生体センサ８０１の電源を投入すると、電源回路１８は電源線１０５を通じて信号処理回路１７、インターフェース回路１９及び発光素子駆動回路１６に電力を供給する。さらに、電源回路１８はセンサヘッド用電源線Ｅ１を通じてセンサヘッド部３０２内の基板１１、増幅器１２及びアナログ−デジタル変換器１５に電力を供給する。また、発光素子駆動回路１６は発光素子駆動線Ｌ１を通じて発光素子１０１に電力を供給し且つ点灯消灯を制御する。

センサヘッド部３０２は以下のように動作する。発光素子１０１に発光素子駆動線Ｌ１から電流が注入されるとレーザ光Ｐが出射する。例えば、図１に図示しない発光素子１０１の片端面に設けたモニタ用受光素子で発光素子１０１の照度を発光素子駆動回路１６へフィードバックして発光素子１０１への注入電流を制御することにより、発光素子１０１のレーザ光Ｐのパワーが常に一定になる。発光素子１０１からのレーザ光Ｐは図１のように被検体９００に照射される。レーザ光Ｐは被検体９００内部で光散乱し、散乱光Ｓが受光素子１０２に入射する。

散乱光Ｓには、静止した生体組織からの静止組織散乱光と生体組織の毛細血管中を移動している赤血球からの血球散乱光とが含まれる。前記血球散乱光は血流速度に応じてドップラーシフト△ｆを受けており前記静止組織散乱光と干渉する。そのため、散乱光Ｓは血流等の被検体の情報である干渉成分が含まれる。

受光素子１０２は散乱光Ｓを光電変換して散乱光強度信号１０７として出力する。さらに散乱光強度信号１０７を受信した増幅器１２は干渉成分の周波数を含む特定の周波数範囲を抽出し、増幅してアナログ信号１０８を出力する。前記特定の周波数の下限は商用電源の周波数（５０Ｈｚ又は６０Ｈｚ）の影響を排除できる値であり、前記特定の周波数の上限は照射するレーザ光Ｐの周波数及び被検体内の血流の最大速度により定まる。例えば、被検体がヒトの指であって、波長７８０ｎｍ（周波数３８５ＴＨｚ）のレーザ光Ｐを照射する場合は、前記特定の周波数範囲は７０Ｈｚ以上２０ｋＨｚ以下、波長８５０ｎｍ（周波数３５２ＴＨｚ）のレーザ光Ｐを照射する場合は、前記特定の周波数範囲は７０Ｈｚ以上１８ｋＨｚ以下、波長１．３μｍ（周波数２３１ＴＨｚ）のレーザ光Ｐを照射する場合は、前記特定の周波数範囲は７０Ｈｚ以上１２ｋＨｚ以下が例示できる。増幅器１２は前記所定の周波数の信号のみを増幅することで散乱光Ｓに含まれるノイズの影響を低減でき、血流等の測定に必要な被検体の情報の信号のみをアナログ信号１０８として出力することができる。

アナログ−デジタル変換器１５はアナログ信号１０８をアナログ−デジタル変換してデジタル信号１０９をデジタル信号線Ｄ１に出力する。なお、アナログ信号１０８にノイズが加わればノイズもアナログ−デジタル変換されるため、前記増幅器から前記アナログ−デジタル変換器までの前記アナログ信号の線路長が１ｍｍ以上４００ｍｍ以下であることが望ましい。具体的には、前記線路長は、自動配線実装装置が増幅器１２とアナログ−デジタル変換器１５とを容易に実装可能である１ｍｍ以上とすることが望ましい。一方、前記線路長は、アナログ信号１０８が血流等の測定に影響を及ぼさないＳＮ比を保つことができる４００ｍｍ以下とすることが望ましい。

従って、センサヘッド部３０２は被検体９００から血流等の被検体の情報を取得してデジタル信号１０９としてデジタル信号線Ｄ１に出力する。

本体部３０１は以下のように動作して被検体内の血流等を算出した結果を出力する。本体部３０１はデジタル信号１０９を受信する。信号処理回路１７はデジタル信号１０９の信号処理を行い、散乱光Ｓの干渉成分の周波数解析を行う。具体的には、散乱光Ｓの干渉成分の周波数が血流速度に相当し、散乱光Ｓの強度は移動している血液量に相当しており、血流速度と血液量との積で血流量が求められる。さらに、散乱信号波形には、脈拍による変調成分もあり、脈拍の検出も可能である。信号処理回路１７は前記周波数解析の結果である被検体の情報を被検体情報信号１１０として出力する。インターフェース回路１９は被検体情報信号１１０をＲＳ−２３２Ｃ規格の信号に変換して出力信号１１４として表示部１４に出力する。

従って、生体センサ８０１は被検体９００の血流等を測定することができる。例えば、生体センサ８０１を血流計として使用することができる。さらに、生体センサ８０１はセンサヘッド部３０２と本体部３０１との間をノイズの影響を受け難いデジタル信号として伝送しているため、センサヘッド部３０２と本体部３０１との間が長距離であっても精度よく被検体９００の血流等の測定ができる。

なお、前記センサヘッド部の前記発光素子及び前記受光素子が搭載される基板は半導体基板であり、前記発光素子及び前記受光素子は前記半導体基板に光集積回路として形成されていてもよい。

基板１１が半導体基板である場合の例を図５に示す。図５の基板１１は、半導体基板５１、周辺回路５２、配線５３、半導体レーザ５４、光導波路５５及びフォトダイオード５８を含む。

半導体基板５１は半導体レーザ５４が照射するレーザの波長に応じてＧａＡｓやＩｎＰ等の半導体が選択される。半導体基板５１の大きさは２ｍｍ×３ｍｍとすることが例示できる。

周辺回路５２は半導体レーザ５４にレーザ光を発振させるための信号及びフォトダイオード５８が光電変換した信号を調整するための回路である。また、周辺回路５２は外部との接続を可能とする接続端子も有している。

半導体レーザ５４及びフォトダイオード５８は図１の発光素子１０１及び受光素子１０２での説明と同様であるが、デバイスではなく半導体基板５１に半導体のチップとして直接搭載される。

光導波路５５は半導体レーザ５４からのレーザ光を半導体基板５１の端まで導波して外部にレーザ光Ｐとして出射する。光導波路５５の一端は半導体レーザ５４の発光部に隣接し、他端は放射するレーザ光を収束させるために曲面状に形成されている。

図５の半導体基板５１は特許文献１及び２に記載される方法で形成することができる。

半導体基板５１を用いたセンサヘッド部は、小型にすることができ、また光ファイバの取り回しを行う必要がないため、長時間被検体に取り付けておくことや生体センサを被検体に取り付けながら移動したりすることが容易であり、また環境変化の影響を受けにくく、高精度に散乱光Ｓを受光することができる。さらに、半導体基板５１上に半導体レーザ５４、フォトダイオード５８及び光導波路５５を形成しているため、光学部品を二次元的に組み立てることができ、光学部品を三次元的に組み立てる必要がなく、光軸合わせや調整が不要であるので製造コストが安価にすることができる。

（実施の形態２）
本実施形態は、第一筐体に収容されている本体部と、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、アナログ信号線で前記センサヘッド部と接続され、デジタル信号線及びアナログ−デジタル変換用電源線で前記本体部と接続され、第三筐体に収容されているアナログ−デジタル変換器と、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、前記アナログ−デジタル変換器は、前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として前記デジタル信号線に出力し、前記本体部は、前記デジタル信号線を介して受信する前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部及び前記アナログ−デジタル変換用電源線を介して前記アナログ−デジタル変換器に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

本実施形態に係る生体センサ８０２のブロック図を図２に示す。生体センサ８０２は本体部３０１を収容する第一筐体１、センサヘッド部４０２を収容する第二筐体２、アナログ−デジタル変換器１５を収容する第三筐体３及び出力部１４を備える。図２において、図１で使用した符号と同じ符号は同じ部品であり、同じ機能及び動作をする。生体センサ８０２と図１の生体センサ８０１との違いは、生体センサ８０２はセンサヘッド部３０２ではなくセンサヘッド部４０２を備え、センサヘッド部４０２と本体部３０１との間にアナログ−デジタル変換器１５を備える。

第三筐体３は、軽量且つ変形しない素材、例えばアクリルやポリカーボネート等のプラスチックで形成されることが好ましい。

センサヘッド部４０２は発光素子１０１、受光素子１０２及び増幅器１２を有する。センサヘッド部４０２と図１のセンサヘッド部３０２との違いは、センサヘッド部４０２はアナログ−デジタル変換器１５を有していない。そのため、センサヘッド部の小型化を図ることができる。

本体部３０１とセンサヘッド部４０２とはセンサヘッド用電源線Ｅ１及び発光素子駆動線Ｌ１で接続され、センサヘッド部４０２とアナログ−デジタル変換器１５とはアナログ信号線Ａ１で接続され、且つアナログ−デジタル変換器１５と本体部３０１とはデジタル信号線Ｄ１及びアナログ−デジタル用電源線Ｅ２で接続される。生体センサ８０２の接続と図１の生体センサ８０１の接続との違いは、アナログ信号線Ａ１が増幅器１２とアナログ−デジタル変換器１５とを接続し、アナログ−デジタル用電源線Ｅ２が電源回路１８とアナログ−デジタル変換器１５とを接続していることである。

生体センサ８０２は図１の生体センサ８０１で説明したように動作するが、以下の点で違いがある。電源回路１８は図１の生体センサ８０１での説明に加え、アナログ−デジタル用電源線Ｅ２を介してアナログ−デジタル変換器１５に電力を供給する。センサヘッド部４０２にはアナログ−デジタル変換器１５がないため、センサヘッド部４０２は増幅器１２からのアナログ信号１０８をアナログ信号線Ａ１に出力する。アナログ−デジタル変換器１５はアナログ信号１０８をアナログ−デジタル変換してデジタル信号１０９をデジタル信号線Ｄ１に出力するため、本体部３０１はデジタル信号１０９を受信することができる。

なお、アナログ信号１０８にノイズが加わればノイズもアナログ−デジタル変換されるため、増幅器１２からアナログ−デジタル変換器１５までの前記アナログ信号の線路長が１ｍｍ以上４００ｍｍ以下であることが望ましい。具体的には、前記線路長の最短はアナログ−デジタル変換器１５を第二筐体２に最近接させた場合の２０ｍｍが例示できる。一方、前記線路長は、アナログ信号１０８が血流等の測定に影響を及ぼさないＳＮ比を保つことができる４００ｍｍ以下とすることが望ましい。

従って、生体センサ８０２は被検体９００の血流等を測定することができる。例えば、生体センサ８０２を血流計として使用することができる。さらに、生体センサ８０２はセンサヘッド部４０２と本体部３０１との間でデジタル信号に変換しているため、被検体の情報をアナログ信号でセンサヘッド部と本体部との間を伝送する従来の血流計８０６よりノイズの影響を低減でき、精度良く被検体９００の血流等の測定をすることができる。

なお、図１の生体センサ８０１で説明したようにセンサヘッド部４０２の基板１１に図５の基板１１を利用しても良い。

（実施の形態３）
本実施形態は、第一筐体に収容されている本体部と、アナログ信号線、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、前記本体部は、前記アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去するローパスフィルタと、前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

本実施形態に係る生体センサ８０３のブロック図を図３に示す。生体センサ８０３は本体部５０１を収容する第一筐体１、センサヘッド部４０２を収容する第二筐体２及び出力部１４を備える。図３において、図１及び図２で使用した符号と同じ符号は同じ部品であり、同じ機能及び動作をする。生体センサ８０３と図２の生体センサ８０２との違いは、生体センサ８０３がセンサヘッド部と本体部との間にアナログ−デジタル変換器１５を備えず、本体部３０１の代替として本体部５０１を備えていることである。

本体部５０１はローパスフィルタ３５、アナログ−デジタル変換器１５、信号処理回路１７、インターフェース回路１９、発光素子駆動回路１６及び電源回路１８を有する。本体部５０１と図２の本体部３０１との違いは、本体部５０１はローパスフィルタ３５及びアナログ−デジタル変換器１５を有していることである。

ローパスフィルタ３５は入力される信号から設定されるカットオフ周波数以上の周波数成分を除去して出力する電気回路である。例えば、５０ｋＨｚ以上がノイズ成分であると考えられるので、ローパスフィルタ３５のカットオフ周波数として５０ｋＨｚが例示される。

なお、本体部５０１はローパスフィルタ３５、アナログ−デジタル変換器１５、信号処理回路１７、インターフェース回路１９、発光素子駆動回路１６及び電源回路１８を一つのＬＳＩとして構成することが可能である。

本体部５０１とセンサヘッド部４０２とはアナログ信号線Ａ１、センサヘッド用電源線Ｅ１及び発光素子駆動線Ｌ１で接続されている。生体センサ８０３の接続と図２の生体センサ８０２の接続との違いは、アナログ信号線Ａ１が増幅器１２とローパスフィルタ３５とを接続していることである。アナログ−デジタル変換器１５は本体部５０１に内蔵されるため、生体センサ８０３にはアナログ−デジタル用電源線Ｅ２及びデジタル信号線Ｄ１はない。

生体センサ８０３は以下に説明するように動作する。センサヘッド部４０２は図２の生体センサ８０２で説明したように動作し、血流等の測定に必要な被検体の情報の信号のみをアナログ信号１０８としてアナログ信号線Ａ１に出力する。本体部５０１において、ローパスフィルタ３５はアナログ信号１０８からノイズである高周波成分を除去してアナログ信号１０８ｓを出力する。アナログ−デジタル変換器１５はアナログ信号１０８ｓをアナログ−デジタル変換したデジタル信号１０９を信号処理回路１７へ出力する。

従って、生体センサ８０３は被検体９００の血流等を測定することができる。例えば、生体センサ８０３を血流計として使用することができる。さらに、生体センサ８０３はアナログ−デジタル変換器１５の前段のローパスフィルタ３５でノイズ除去しているため、ローパスフィルタのない従来の血流計８０６よりノイズの影響を低減でき、精度良く被検体９００の血流等の測定をすることができる。

なお、アナログ信号１０８ｓにノイズが加わればノイズもアナログ−デジタル変換されるため、アナログ信号１０８ｓの線路長が短くなるようにローパスフィルタ３５とアナログ−デジタル変換器１５とを配置することが望ましい。例えば、前記線路長は、自動配線実装装置がローパスフィルタ３５とアナログ−デジタル変換器１５とを容易に実装可能である１ｍｍ以上とすることが望ましい。一方、前記線路長は、アナログ信号１０８ｓが血流等の測定に影響を及ぼさないＳＮ比を保つことができる４００ｍｍ以下とすることが望ましい。

（実施の形態４）
本実施形態は、第一筐体に収容されている本体部と、発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、第一アナログ信号線で前記センサヘッド部と接続され、第二アナログ信号線で前記本体部と接続され、第三筐体に収容されているローパスフィルタと、を備える生体センサであって、前記センサヘッド部は、基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記第一アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、前記ローパスフィルタは、前記第一アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去して第二アナログ信号線に出力し、前記本体部は、前記第二アナログ信号線を介して受信する前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサである。

本実施形態に係る生体センサ８０４のブロック図を図４に示す。生体センサ８０４は本体部６０１を収容する第一筐体１、センサヘッド部４０２を収容する第二筐体２、ローパスフィルタ３５を収容する第三筐体３及び出力部１４を備える。図４において、図１、図２及び図３で使用した符号と同じ符号は同じ部品であり、同じ機能及び動作をする。生体センサ８０４と図３の生体センサ８０３との違いは、生体センサ８０４は本体部５０１ではなく本体部６０１を備え、センサヘッド部４０２と本体部６０１との間にローパスフィルタ３５を備える。

本体部６０１と図３の本体部５０１との違いは、本体部６０１はローパスフィルタ３５を有していないことである。

本体部６０１とセンサヘッド部４０２とはセンサヘッド用電源線Ｅ１及び発光素子駆動線Ｌ１で接続され、センサヘッド部４０２とローパスフィルタ３５とは第一アナログ信号線Ａ５で接続され、且つローパスフィルタ３５と本体部６０１とは第二アナログ信号線Ａ６で接続される。生体センサ８０４の接続と図３の生体センサ８０３の接続との違いは、第一アナログ信号線Ａ５が増幅器１２とローパスフィルタ３５とを接続し、第二アナログ信号線Ａ６がローパスフィルタ３５とアナログ−デジタル変換器１５とを接続していることである。

なお、本体部６０１はアナログ−デジタル変換器１５、信号処理回路１７、インターフェース回路１９、発光素子駆動回路１６及び電源回路１８を一つのＬＳＩとして構成することが可能である。

生体センサ８０４は図３の生体センサ８０３で説明したように動作するが、以下の点で違いがある。センサヘッド部４０２からのアナログ信号１０８は第一アナログ信号線Ａ５を通じてローパスフィルタ３５に入力される。ローパスフィルタ３５はアナログ信号１０８からノイズである高周波成分を除去してアナログ信号１０８ａを第二アナログ信号線Ａ６に出力する。アナログ−デジタル変換器１５はアナログ信号１０８ｓをアナログ−デジタル変換したデジタル信号１０９を信号処理回路１７へ出力する。

従って、生体センサ８０４は被検体９００の血流等を測定することができる。例えば、生体センサ８０４を血流計として使用することができる。さらに、生体センサ８０４はセンサヘッド部４０２と本体部６０１との間のローパスフィルタ３５でノイズ除去しているため、ローパスフィルタのない従来の血流計８０６よりノイズの影響を低減でき、精度良く被検体９００の血流等の測定をすることができる。

なお、図３の生体センサ８０３で説明したように、アナログ信号１０８ｓにノイズが加わればノイズもアナログ−デジタル変換されるため、第二アナログ信号線Ａ６は所定の長さであることが望ましい。具体的には、第二アナログ信号線Ａ６の最短はローパスフィルタ３５を第一筐体１に最近接させた場合の２０ｍｍが例示できる。一方、第二アナログ信号線Ａ６は、アナログ信号１０８ｓが血流等の測定に影響を及ぼさないＳＮ比を保つことができる４００ｍｍ以下とすることが望ましい。

本発明の生体センサは、健康保持や健康診断のための健康器具に適用することができる。また、被検体としては人間に限らず動物や植物でもよい。さらに、フッ素樹脂チューブ、シリコンチューブ等、レーザ光が透過できる管であれば、内部を流れる液体の流量を測定することができるため、本発明の生体センサは半導体製造装置や冷却装置の流量計に使用することができる。

本発明の一の実施形態に係る生体センサのブロック図である。本発明の他の実施形態に係る生体センサのブロック図である。本発明の他の実施形態に係る生体センサのブロック図である。本発明の他の実施形態に係る生体センサのブロック図である。本発明の実施形態に係る生体センサのセンサヘッド部に使用する半導体基板の概略図である。従来の血流計のブロック図である。

符号の説明

８０１〜８０４生体センサ
８０６血流計
１第一筐体
２第二筐体
３第三筐体
１１基板
１２、６２増幅器
１４、６４出力部
１５、６５アナログ−デジタル変換器
１６、６６発光素子駆動回路
１７、６７信号処理回路
１８、６８電源回路
１９、６９インターフェース回路
３５ローパスフィルタ
５１半導体基板
５２周辺回路
５３配線
５４半導体レーザ
５５光導波路
５８フォトダイオード
６１センサチップ
６３駆動演算部
６７デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）
１０１発光素子
１０２受光素子
１０５電源線
１０７散乱光強度信号
１０８、１０８ａアナログ信号
１０９デジタル信号
１１０被検体情報信号
１１４出力信号
３０１、５０１、６０１本体部
３０２、４０２センサヘッド部
９００被検体
Ｐレーザ光
Ｓ散乱光
Ｌ１発光素子駆動線
Ｅ１センサヘッド用電源線
Ｅ２アナログ−デジタル用電源線
Ｄ１デジタル信号線
Ａ１アナログ信号線
Ａ５第一アナログ信号線
Ａ６第二アナログ信号線

Claims

第一筐体に収容されている本体部と、
発光素子駆動線及びセンサヘッド用電源線で前記本体部と接続され、第二筐体に収容されているセンサヘッド部と、
第一アナログ信号線で前記センサヘッド部と接続され、第二アナログ信号線で前記本体部と接続され、第三筐体に収容されているローパスフィルタと、を備える生体センサであって、
前記センサヘッド部は、
基板に搭載され、被検体へレーザ光を照射する発光素子と、
前記基板に搭載され、前記発光素子からのレーザ光が前記被検体内で散乱した散乱光の光強度に応じた散乱光強度信号として出力する受光素子と、
前記受光素子からの前記散乱光強度信号のうち特定の周波数成分を増幅したアナログ信号を前記第一アナログ信号線に出力する増幅器と、を有し、
前記ローパスフィルタは、
前記第一アナログ信号線を介して受信する前記アナログ信号から高周波成分を除去して第二アナログ信号線に出力し、
前記本体部は、
前記第二アナログ信号線を介して受信する前記ローパスフィルタからの出力をアナログ−デジタル変換してデジタル信号として出力するアナログ−デジタル変換器と、
前記アナログ−デジタル変換器からの前記デジタル信号から血流に関する値を算出する信号処理回路と、
前記信号処理回路からの血流に関する値を出力するインターフェース回路と、
前記発光素子駆動線を介して前記発光素子を駆動する発光素子駆動回路と、
前記アナログ−デジタル変換器、前記信号処理回路、前記インターフェース回路及び前記発光素子駆動回路に電力を供給し、並びに前記センサヘッド用電源線を介して前記センサヘッド部に電力を供給する電源回路と、を有することを特徴とする生体センサ。