JP6110340B2 - 生体情報測定装置および生体情報測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、生体情報測定装置および生体情報測定方法に関し、特に光を被検体に照射して当該被検体からの散乱光を受光し、その受光信号の周波数スペクトルを分析することにより、血流量等の生体情報を測定する生体情報測定装置および生体情報測定方法に関する。

従来、生体に光を照射して散乱光を受光し、その周波数スペクトルを分析することにより、血流量等の生体情報を測定する技術が医療分野等で活用されている（例えば、非特許文献１を参照。）。

図６に示すように、従来の生体情報測定装置１００では、光源１０１から人体の体表面等の被検体１０２に光Ｌ１が照射され、当該被検体１０２からの散乱光Ｌ２を受光素子１０３により受光してアナログ電気信号Ｓ１に変換する。

この受光素子１０３から出力されるアナログ電気信号Ｓ１は、増幅回路１０４により所定レベルに増幅された後、中間増幅アナログ信号Ｓ２として後段のアナログデジタル変換回路１０６および交流増幅回路１０５へ出力される。

中間増幅アナログ信号Ｓ２は、アナログデジタル変換回路１０６によってデジタル信号データ列Ｄ１に変換された後、信号処理回路１０８へ出力される。また中間増幅アナログ信号Ｓ２は、その交流成分が交流増幅回路１０５によって増幅された後、中間増幅アナログ信号Ｓ３としてアナログデジタル変換回路１０７によりデジタル信号データ列Ｄ２に変換され、当該デジタル信号データ列Ｄ２が信号処理回路１０８へ出力される。

信号処理回路１０８では、デジタル信号データ列Ｄ１およびＤ２に基づいて血流量等の生体情報データを生成する。通信回路１０９は信号処理回路１０８により生成された生体情報を外部機器へ送信する。

図７には、交流増幅回路１０５から出力される中間増幅アナログ信号Ｓ３をアナログデジタル変換回路１０７で所定のサンプリング周期でサンプリングしたときのデータ列を示す。受光素子１０３により受光した散乱光Ｌ２には、皮膚や皮下組織等の静止組織により散乱された光と、血流等の移動組織により散乱されドップラー現象により周波数の変化した光とが含まれている。これら双方の光が干渉することによって、散乱光Ｌ２は強度変調されるため、その強度（電圧[V]）の変動した波形が得られる。

このデータ列の周波数スペクトルを信号処理回路１０８により解析すると、図８に示すようなパワースペクトル密度分布が得られる。ここで、横軸の周波数Ｆは血流等の移動組織（例えば赤血球）の速度に対応し、縦軸のパワーＰ[V²]は移動組織の量に対応する。すなわち、周波数Ｆが高いと移動組織の移動が速くなるが移動組織の量が少なくなり、周波数Ｆが低いと移動組織の移動が遅くなるが移動組織の量が多くなることが分かる。

したがって、このパワースペクトル密度分布により、血流の流速と量、さらには速度と量の積和により定義される血流量等の生体情報を得ることができる。また、血流量の「ゆらぎ」には、心拍や、バソモーションと呼ばれる血管の収縮運動の影響が反映されるため、血流量を一定時間測定し、そのゆらぎを解析することによって、心拍数や血管の収縮状態といった生体情報を測定することも可能である。なお血流量の測定原理については非特許文献２に記載されている。

M. D. Stern: "In vivo evaluation of microcirculation by coherent light scattering" Nature, vol. 254, pp. 56-58 (1975) R. Bonner and R. Nossal: "Model for laser Doppler measurments of blood flow in tissue," Applied Optics, vol. 20, no. 12, pp. 2097-2107, June (1981)

しかしながら、従来の生体情報測定装置１００では、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５や信号処理回路１０８等による消費電力が大きく、ＡＣ電源や大容量の電池を必要とするので小型化が困難であった。このため、従来の生体情報測定装置１００を身に付けて日常生活を営みながら血流量等を測定することはできないという問題があった。

本発明は、以上のような問題点を解消するためになされたものであり、携帯性に優れ、日常生活を営みながら生体情報を測定可能な生体情報測定装置および生体情報測定方法を提案することを目的とする。

本発明は、被検体（１０２）へ光（Ｌ１）を照射する光源（１０１）と、前記被検体（１０２）からの前記光（Ｌ１）の散乱光（Ｌ２）を受光して電気信号（Ｓ１）を生成する受光素子（１０３）と、前記電気信号（Ｓ１）を増幅することにより増幅電気信号（Ｓ３）を生成する増幅手段（１０４、１０５）と、前記増幅電気信号（Ｓ３）をサンプリングしてデジタル信号データ列（Ｄ２）に変換するアナログデジタル変換手段（１０７）と、前記デジタル信号データ列（Ｄ２）の周波数スペクトルを解析して前記被検体（１０２）の生体情報データを生成する演算手段（１０８）と、電源を制御して前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力を増加させることにより前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を動作停止状態から起動状態に設定してから所定の電力増加時間が経過した後、前記電源を制御して前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力を減少させることにより前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記起動状態から前記動作停止状態に設定するまでの前記起動状態および前記動作停止状態を間欠的に繰り返し行う制御手段（１０）とを備え、前記アナログデジタル変換手段（１０７）は、前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記起動状態に設定したまま前記増幅電気信号（Ｓ３）をサンプリングしてデジタル信号データ列（Ｄ２）に変換し、前記演算手段（１０８）は、前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記動作停止状態に設定してから前記デジタル信号データ列（Ｄ２）の周波数スペクトルを解析して前記被検体（１０２）の生体情報データを測定することを特徴とする。

本発明の生体情報測定装置において、前記光源（１０１）と前記増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力が増加されている電力増加時間Ｔon 、前記アナログデジタル変換手段（１０６、１０７）により前記増幅電気信号（Ｓ２）をサンプリングするときのサンプリング間隔Ｔsampling にサンプリング回数Ｎを乗算することにより求められる前記デジタル信号データ列（Ｄ２）の測定時間Ｔmeasure 、前記起動状態および前記動作停止状態を間欠的に行う際の間欠測定間隔Ｔinterval としたとき、次の（式１）を満たすことを特徴とする。
２ms ≦Ｔmeasure ＜ Ｔon ≦（Ｔinterval/２）………………………………（式１）

本発明の生体情報測定装置において、前記サンプリング間隔Ｔsampling 、前記サンプリング回数Ｎは、次の（式２）および（式３）を満たすことを特徴とする。
Ｔsampling ≦０．０５ms ……………………………………………………………（式２）
Ｎ ≧６４………………………………………………………………………………（式３）

本発明の生体情報測定装置において、間欠測定間隔Ｔintervalは、次の（式４）を満たすことを特徴とする。
Ｔinterval ≦０．２s ……………………………………………………………（式４）

本発明の生体情報測定装置において、前記増幅手段（１０４、１０５）は、前記電気信号（Ｓ１）の低周波成分をハイパスフィルタによりカットして高周波成分だけを増幅する交流増幅手段（１０５）を更に備え、前記制御手段（１０）により前記交流増幅手段（１０５）に供給する電力を増加させた後、前記交流増幅手段（１０５）の出力ＤＣ電圧レベルの変動が収束するまで、前記ハイパスフィルタの特性によって定まる所定の待機時間Ｔwait だけ待機してから、前記アナログデジタル変換手段（１０７）により前記増幅電気信号（Ｓ３）をサンプリングして前記デジタル信号データ列に変換することを特徴とする。

本発明の生体情報測定装置において、前記交流増幅手段（１０５）の低周波側カットオフ周波数ｆcutoff は、次の（式５）を満たすように設定され、前記待機時間Ｔwait は次の（式６）を満たすように設定されることを特徴とする。
１００Hz ≦ｆcutoff ≦１KHz………………………………………………………（式５）
（０．３７/ｆcutoff） ≦Ｔwait ≦（１．４/ｆcutoff） ……………………（式６）

本発明の生体情報測定装置において、前記生体情報データを外部機器へ送信する通信手段（１０９）を更に備え、前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記起動状態に設定したまま前記アナログデジタル変換手段（１０７）により前記増幅電気信号（Ｓ３）をサンプリングしてデジタル信号データ列（Ｄ２）に変換し、前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）の前記動作停止状態に設定してから前記演算手段（１０８）により前記デジタル信号データ列（Ｄ２）の周波数スペクトルを解析して前記被検体（１０２）の生体情報データを測定するまでの処理が間欠的に複数回（Ｍ回）繰り返し行われたことにより得られる複数回分の生体情報データからなる生体情報データ列を前記通信手段（１０９）により前記外部機器へ送信することを特徴とする。

本発明は、被検体（１０２）へ光（Ｌ１）を照射する光源（１０１）と、前記被検体（１０２）からの前記光（Ｌ１）の散乱光（Ｌ２）を受光して電気信号（Ｓ１）を生成する受光素子（１０３）と、前記電気信号（Ｓ１）を増幅することにより増幅電気信号（Ｓ２、Ｓ３）を生成する増幅手段（１０４、１０５）と、前記増幅電気信号（Ｓ３）を複数回サンプリングしてデジタル信号データ列（Ｄ２）に変換するアナログデジタル変換手段（１０７）と、前記デジタル信号データ列（Ｄ２）の周波数スペクトルを解析して前記被検体（１０２）の生体情報データを生成する演算手段（１０８）と、電源を制御して前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力を増加させることにより前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を動作停止状態から起動状態に設定してから所定の電力増加時間が経過した後、前記電源を制御して前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力を減少させることにより前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記起動状態から前記動作停止状態に設定するまでの前記起動状態および前記動作停止状態を間欠的に繰り返し行う制御手段（１０）とを備えた生体情報測定装置（１）の生体情報測定方法において、前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記起動状態に設定したまま前記アナログデジタル変換手段（１０７）により前記増幅電気信号（Ｓ３）をサンプリングして前記デジタル信号データ列（Ｄ２）に変換するアナログデジタル変換ステップと、前記光源（１０１）および前記増幅手段（１０４、１０５）を前記動作停止状態に設定してから前記演算手段（１０８）により前記デジタル信号データ列（Ｄ２）の周波数スペクトルを解析して前記被検体の生体情報データを測定する生体情報データ測定ステップとを有することを特徴とする。

本発明によれば、光源（１０１）および増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力を増加させた起動状態に設定したまま、アナログデジタル変換手段（１０７）により増幅電気信号（Ｓ３）をサンプリングしてデジタル信号データ列（Ｄ２）に変換し、光源（１０１）および増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力を減少させ動作停止状態に設定してから、演算手段（１０８）により生体情報データを生成させるまでの処理を間欠的に繰り返し行うことにより、光源（１０１）および増幅手段（１０４、１０５）に供給する電力をサンプリングのタイミングでのみ増加させ、それ以外のタイミングでは電力を減少した状態で消費電力を低減しながら生体情報データを間欠的に測定することができるため、携帯性に優れ、日常生活を営みながら生体情報を測定可能な生体情報測定装置を実現することができる。

本発明によれば、（式１）を満たすことにより、生体情報データの測定精度の劣化を抑制しながらサンプリング測定時間Ｔmeasureを極力短縮し得るので、当該生体情報データを測定する際の間欠動作による高い消費電力削減効果についても得ることができる。

本発明によれば、（式２）および（式３）を満たすことにより、生体情報データの測定精度の劣化を抑制しながらサンプリング測定時間Ｔmeasureを極力短縮することができる。

本発明によれば、（式４）を満たすことにより、生体情報がもつゆらぎを考慮した生体情報データの測定を行うことができる。

本発明によれば、交流増幅手段（１０５）の出力ＤＣ電圧レベル（ＰＬＶ）の変動が収束するまで待機時間Ｔwait だけ待機してから、アナログデジタル変換手段（１０７）により増幅電気信号Ｓ３に対するサンプリングを開始するので、微小な高周波成分を高い電力効率で増幅しながら、生体情報データを高精度に測定することができる。

本発明によれば、複数回分の生体情報データからなる生体情報データ列を構成してから、通信手段（１０９）により外部機器へ送信するので、生体情報データを低消費電力で効率的に外部機器へ送信することができる。

本発明の実施の形態における生体情報測定装置の構成を示すブロック図である。 生体情報測定送信処理手順を示すフローチャートである。 間欠測定間隔と消費電力との関係の説明に供するタイミングチャートである。 血流量の測定結果の周波数分解能依存性を示すグラフである。 交流増幅回路の低周波側カットオフ周波数と血流スペクトル効率および電力効率との関係を示すグラフである。 従来の生体情報測定装置の構成を示すブロック図である。 従来の生体情報測定装置を用いて測定される強度変調された散乱光の波形を示すグラフである。 従来の生体情報測定装置を用いて解析したパワースペクトル密度分布を示すグラフである。

＜生体情報測定装置の構成＞
以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態について説明する。なお、本実施の形態における図１の生体情報測定装置１においては、図６に示された従来の生体情報測定装置１００と同一の構成要素には同一の符号を用いている。

図１に示すように、生体情報測定装置１は、被検体１０２へ光Ｌ１を照射する光源１０１と、被検体１０２からの散乱光Ｌ２を受光してアナログ電気信号Ｓ１を生成する受光素子１０３と、アナログ電気信号Ｓ１を増幅することにより中間増幅アナログ信号Ｓ２を生成して出力する増幅回路１０４と、中間増幅アナログ信号Ｓ２の交流成分を更に増幅して中間増幅アナログ信号Ｓ３を生成する交流増幅回路１０５と、中間増幅アナログ信号Ｓ２をデジタル信号データ列Ｄ１に変換するアナログデジタル変換回路１０６と、中間増幅アナログ信号Ｓ３をデジタル信号データ列Ｄ２に変換するアナログデジタル変換回路１０７と、デジタル信号データ列Ｄ２の周波数スペクトルを解析したときの解析結果と、デジタル信号データ列Ｄ１の直流電圧値とに基づいて血流量等の生体情報データを解析する信号処理回路１０８と、当該生体情報データを外部機器へ送信する通信回路１０９と、電源（図示せず）から光源１０１、増幅回路１０４、交流増幅回路１０５に供給される電力を制御するとともに、アナログデジタル変換回路１０６、１０７、信号処理回路１０８および通信回路１０９に対する動作およびクロックの供給を制御する制御回路１０とによって構成されている。

光源１０１としては、例えば生体透過性の高い波長６００[nm]〜１４００[nm]程度の光を発生させる半導体レーザーダイオード等を用いることができる。この場合の光出力としては、１[mW]程度の出力電力があればよい。

受光素子１０３としては、光源１０１の光の波長に対して高い受光感度を持つ素子を用いればよく、例えばＳｉ−ＰＩＮフォトダイオードやＩｎＧａＡｓフォトダイオード等を用いることができる。

ここで、散乱光Ｌ２には、被検体１０２中の静止組織により散乱された光と、移動組織により散乱されてドップラー現象により周波数が変化した光とが含まれており、これらが干渉することによって強度変調が生じている。

受光素子１０３により検出できる散乱光Ｌ２の光強度はμＷ（マイクロワット）以下と微小であり、強度変調された周波数成分はさらに微小であることから、血流量等の生体情報を高精度に解析するためには、受光素子１０３が出力するアナログ電気信号Ｓ１を増幅することが必要となる。

増幅回路１０４は、例えば電圧増幅器と帰還抵抗を組み合わせたトランスインピーダンスアンプ回路等が用いられる。ここで増幅回路１０４の電圧増幅器としては、Enable/Disable制御端子が設けられているスリープ機能を備えたオペアンプが用いられる。

受光素子１０３により生成されるアナログ電気信号Ｓ１は、μＡ（マイクロアンペア）以下の微小な電流であるため、後段のアナログデジタル変換回路１０６、１０７において十分な精度でサンプリングを行うためには、当該増幅回路１０４において大きな抵抗値の帰還抵抗を用いて高い増幅率を得ることが必要である。

ここで、増幅回路１０４に入力されるアナログ電気信号Ｓ１の信号レベルは、被検体１０２の特性等により変化するため、様々な信号レベルのアナログ電気信号Ｓ１に対応するに当たって、増幅回路１０４が可変利得機能を備えるようにしてもよい。

交流増幅回路１０５としては、例えばハイパスフィルタと電圧増幅器を組み合わせて構成することができる。ここで交流増幅回路１０５の電圧増幅器としては、Enable/Disable制御端子が設けられているスリープ機能を備えたオペアンプが用いられる。

交流増幅回路１０５の構成としては、ハイパスフィルタと電圧増幅器の組み合わせだけではなく、例えばローパスフィルタと差動電圧増幅器を組み合わせて構成してもよい。この場合、増幅回路１０４から出力される中間増幅アナログ信号Ｓ２と、当該中間増幅アナログ信号Ｓ２の高周波成分をローパスフィルタでカットした低周波成分の信号との差分が交流成分となるので、それを増幅すればよい。この交流増幅回路１０５においても、様々な信号レベルの中間増幅アナログ信号Ｓ２に対応するため、可変利得機能を備えた電圧増幅器を用いるようにしてもよい。

ドップラー現象により強度変調された周波数成分は、中間増幅アナログ信号Ｓ２の交流成分となるが、通常、交流成分の振幅は中間増幅アナログ信号Ｓ２の直流値に対して非常に小さい。そのため、中間増幅アナログ信号Ｓ２の交流成分を十分増幅するために増幅回路１０４の利得を大きくしようとすると、増幅された直流成分により増幅回路１０４の出力が飽和する場合がある。

そこで、増幅回路１０４の利得は出力が飽和しない程度に抑制し、後段の交流増幅回路１０５を併用して中間増幅アナログ信号Ｓ２の交流成分のみを更に増幅させることにより、生体情報の測定精度を向上させることが可能となる。なお、増幅回路１０４を飽和させない範囲で十分な大きさの交流成分が得られる場合においては、交流増幅回路１０５を省略することも可能である。

本実施の形態では、１つの増幅回路１０４および１つの交流増幅回路１０５により増幅手段を構成しているが、更に多段の増幅回路および交流増幅回路を組み合わせることにより増幅手段を構成するようにしてもよい。また、増幅を行わなくても十分な大きさの直流信号が得られる場合には、増幅回路１０４を省略し、交流増幅回路１０５のみを用いるようにしてもよい。

信号処理回路１０８は、例えばデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）等でなり、アナログデジタル変換回路１０６、１０７から供給されるデジタル信号データ列Ｄ１およびＤ２をデータ蓄積用の内部メモリに一時的に蓄積し、そのデジタル信号データ列Ｄ１、Ｄ２に基づいて生体情報データを測定・解析するものである。通信回路１０９は、有線または無線の通信インタフェースであり、外部機器に対して信号処理回路１０８からの生体情報データを送信するものである。

制御回路１０は、マイクロプロセッサからなり、電源から光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に供給される電力を制御するものである。また制御回路１０は、アナログデジタル変換回路１０６、１０７、信号処理回路１０８および通信回路１０９の動作を停止させたり、クロックの供給を停止することにより、アナログデジタル変換回路１０６、１０７、信号処理回路１０８および通信回路１０９の消費電力を低減させる制御についても行う。

因みに、この実施の形態では、光源１０１、受光素子１０３、増幅回路１０４、交流増幅回路１０５、アナログデジタル変換回路１０６、１０７、信号処理回路１０８、通信回路１０９および制御回路１０を別個の回路ブロックとして記載しているが、実際にはこれらの回路は全て１チップのマイクロコンピュータ等を用いて実現することも可能である。

＜生体情報測定装置の生体情報測定送信処理手順＞
次に、図２および図３を用いて生体情報測定装置１により生体情報データを測定し外部機器へ送信するまでの生体情報測定送信処理手順について説明する。

生体情報測定装置１では、生体情報データの測定を開始するための命令がオペレータにより入力されるまで待機する（ステップＳＰ１）。

生体情報測定装置１の制御回路１０は、生体情報の測定を開始するための命令が入力されたことを認識すると、電源を制御して光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に供給される電力を増加させる（ステップＳＰ２）。この場合、制御回路１０は、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対して電圧増幅器のEnable/Disable制御端子にイネーブル信号を出力することにより、スリープ状態（動作停止状態）から動作状態（起動状態）へ遷移させる。

これにより光源１０１から被検体１０２へ光Ｌ１が照射され、その散乱光Ｌ２が受光素子１０３で受光されてアナログ電気信号Ｓ１に変換された後、当該アナログ電気信号Ｓ１が増幅回路１０４および交流増幅回路１０５において増幅可能な状態となる。

このとき、電力の増加により光源１０１や増幅回路１０４の出力が急激に変化するため、交流増幅回路１０５の出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶは一時的に大きく変動する（図３）。

そこで制御回路１０は、アナログデジタル変換回路１０７が中間増幅アナログ信号Ｓ３のサンプリングを開始する前に、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対する電力の増加後、交流増幅回路１０５の出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶの変動がほぼ一定に収束するまでの間待機するための待機時間Ｔwaitを設け、この待機時間Ｔwaitだけアナログデジタル変換回路１０５によるサンプリングを開始することなく待機させる（ステップＳＰ３）。これによりＤＣ電圧レベルＰＬＶの変動に起因した生体情報データの測定誤差を予め回避することができる。

待機時間Ｔwaitだけ待機した後、制御回路１０はアナログデジタル変換回路１０７により中間増幅アナログ信号Ｓ３のサンプリングを開始させ（ステップＳＰ４）、予め設定されたサンプリング回数「Ｎ」だけサンプリングが終了するまでサンプリングを繰り返す（ステップＳＰ５）。

ここで、中間増幅アナログ信号Ｓ３は交流成分のみを含んでおり、直流成分を含んでいないため、アナログデジタル変換回路１０７によるデジタル信号データ列Ｄ２の生成と並行して、中間増幅アナログ信号Ｓ２をアナログデジタル変換回路１０６によりサンプリングして生成したデジタル信号データ列Ｄ１に対し、信号処理回路１０８のローパスフィルタを介して直流成分（直流電圧値Ｖ_DC）を取得する。

アナログデジタル変換回路１０７による中間増幅アナログ信号Ｓ３のサンプリングが終了すると、制御回路１０は電源を制御して光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５へ供給する電力を低下させる（ステップＳＰ６）。これにより、光源１０１は光Ｌ１を被検体１０２へ照射しない動作停止状態となり、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５は増幅機能を停止したスリープ状態（動作停止状態）となる。

次に、信号処理回路１０８は、デジタル信号データ列Ｄ２の周波数スペクトルを算出する。例えば信号処理回路１０８は、内部メモリに蓄積したデジタル信号データ列Ｄ２に対してＦＦＴ(Fast Fourier Transform)解析を行うことにより、周波数スペクトルを算出することができる（ステップＳＰ７）。

このようにして得られた周波数スペクトルは、例えば図８に示したように、周波数Ｆが血液（赤血球）の速度、パワーＰが血液量に相当する値であるため、この周波数スペクトル自体を生体情報として活用することができる。

また信号処理回路１０８は、この周波数スペクトルの周波数Ｆ、パワーＰ、および内部のローパスフィルタを介して取得したデジタル信号データ列Ｄ１の直流成分（直流電圧値ＶDC）を用い、次の（式７）、（式８）で演算することにより（非特許文献１を参照）、血液量および血流量等の生体情報を得ることができる（ステップＳＰ７）。
血液量 ∝ （ΣＰ／Ｖ_DC ²）…………………………………………………………（式７）
血流量 ∝ （Σ（Ｐ×Ｆ）／Ｖ_DC ²）………………………………………………（式８）

制御回路１０は、信号処理回路１０８による血液量および血流量等の解析が終了すると、信号処理回路１０８の解析動作を一旦停止させる。これにより信号処理回路１０８の消費電力を低減させることができる。このとき制御回路１０は、信号処理回路１０８に対するクロックを停止し、当該信号処理回路１０８をスリープ状態にすることにより、更に消費電力を低減させるようにしても良い。

生体情報の解析が終わった後、信号処理回路１０８の解析動作を一旦停止させたままの状態で調整時間Ｔpが経過した後、再び生体情報を測定するタイミングになると、制御回路１０はこれまでのステップＳＰ２乃至ＳＰ７を繰り返し、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対する電力の増加、アナログデジタル変換回路１０６、１０７によるサンプリング、当該電力の低下、および生体情報データの測定までを繰り返し行う。

ここで、生体情報データを測定するタイミングというのは、ステップＳＰ２において増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対する電力を増加してから、アナログデジタル変換回路１０６、１０７によるサンプリング、当該電力の低下、生体情報データの測定後の間欠測定間隔Ｔinterval毎に訪れるものである。この調整時間Ｔpは、間欠測定間隔Ｔintervalから、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対する電力を増加してから、アナログデジタル変換回路１０６、１０７によるサンプリング、当該電力の低下、生体情報データを測定するまでの合計時間を差し引いた残り時間である。

ここで、図３に示されるように、間欠測定間隔Ｔintervalは、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対して電力を増加している電力増加時間であるＯＮ時間Ｔon、信号処理回路１０８による周波数スペクトルの算出および生体情報データの解析に要する解析時間Ｔcalc、および調整時間Ｔpを用いて、Ｔinterval＝Ｔon＋Ｔcalc＋Ｔp として表される。

このＯＮ時間Ｔonは、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対して電力を増加した後、交流増幅回路１０５のＤＣ電圧レベルＰＬＶがほぼ一定に収束するまでの待機時間Ｔwaitと、アナログデジタル変換回路１０６、１０７による測定時間Ｔmeasureと、アナログデジタル変換回路１０６、１０７によるサンプリングの終了後、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対する電力を低下し動作停止状態になるまでの時間との合計時間である。

このＯＮ時間Ｔonの期間では、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５の電力が増大されているが、通信回路１０９では未だ通信が行われないため、制御回路１０により通信回路１０９の動作が停止されたままの状態であり、その分、消費電力が低減されている。

制御回路１０は、この間欠測定間隔Ｔinterval毎に生体情報データの測定を繰り返し行い、 生体情報データを測定した回数が所定の複数（Ｍ）回（Ｍ：１以上の整数）になったか否かを判定し、複数（Ｍ）回測定するまでステップＳＰ１乃至ステップＳＰ７の処理を繰り返す（ステップＳＰ８：ＮＯ）。

これに対して制御回路１０は、生体情報データを複数（Ｍ）回測定すると（ステップＳＰ８：ＹＥＳ）、通信回路１０９をスリープ状態から動作状態に遷移させ、その複数（Ｍ）回分の生体情報データを通信回路１０９により外部機器（図示せず）へ一括送信する（ステップＳＰ９）。

このように制御回路１０は、一定個数（Ｍ個）の生体情報データが蓄積されてから、これら複数（Ｍ）個の生体情報データを一括して外部機器へ送信するので、生体情報データを測定する毎に送信する場合に比して、通信回路１０９の消費電力を大幅に削減することができる。

ところで、従来の生体情報測定装置１００（図６）では、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５が常時起動状態すなわち動作可能状態となっているため、消費電力が多大であった。

これに対して、本発明の生体情報測定装置１では、アナログデジタル変換回路１０６、１０７によるサンプリング時にのみ光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５の電力を増加させて動作状態とし、それ以外のタイミングでは電力を低下させることによって消費電力を大幅に削減することができる。

また生体情報測定装置１の制御回路１０は、信号処理回路１０８および通信回路１０９に対しても必要なときのみ動作させるように制御することにより、消費電力を大幅に削減することができる。

さらに生体情報測定装置１では、サンプリング、生体情報データの解析およびＭ個の生体情報データの通信を並行して行うことなくシーケンシャルに行う。これにより、生体情報データの解析や通信の際に発生するノイズがサンプリング中に入り込むことを防止できるので、結果的に生体情報データの測定精度を向上させることができるという効果や、消費電流のピークを低減させ、電池に対する負荷を低減するという効果も得ることができる。

以上のような動作および効果を実現するためには、サンプリングや生体情報データの解析に必要とされる時間を極力短縮し、できるだけ長い時間、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５の電力を低下した状態にすることが重要である。以下、そのための具体的条件について説明する。

＜具体的条件＞
このような構成の生体情報測定装置１において、サンプリングや生体情報データの解析に必要とされる時間を極力短縮し、できるだけ長い時間、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５の電力を低下した状態にするための具体的条件を幾つかの項目に分けて説明する。

＜間欠測定間隔＞
上述した生体情報測定装置１の制御回路１０がステップＳＰ１乃至ステップＳＰ７の処理を繰り返す際の間欠測定間隔Ｔintervalについては、０．２秒以下とすることが望ましく、次の（式９）により表される。
Ｔinterval ≦０．２s ……………………………………………………………（式９）

これは、血流量等の生体情報が持つ「ゆらぎ」を測定できるようにするためである。「ゆらぎ」の原因としては、心拍の影響が大きく、運動時等において１分間（６０[s]）当たりの心拍数が１５０[bpm]であった場合、心拍間隔（Ｒ−Ｒ間隔）は０．４[s]（６０[S]／１５０[bpm]）となる。したがって、心拍間隔はナイキスト定理（標本化定理）を考慮すると、０．２[s]以下の間欠測定間隔Ｔintervalが必要になる。

また、一層激しい運動を行った場合、１分間当たりの心拍数は最大２２０[bpm]程度に達する場合もあるため、このような場合、心拍間隔（Ｒ−Ｒ間隔）は０．２７[s] （６０[S]／２２０[bpm]）となる。したがって、心拍間隔はナイキスト定理を考慮して、間欠測定間隔Ｔintervalを０．１３秒以下とすることが望ましい。

なお、心拍数が１５０[bpm]よりも低い場合や、心拍に依存した「ゆらぎ」を測定する必要が無い場合については間欠測定間隔Ｔintervalを長くしてもよく、間欠測定間隔Ｔintervalを可変できるようにしてもよい。

ここで、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に供給される電力が増加されているＯＮ時間Ｔon、言い換えると、ステップＳＰ１〜ステップＳＰ６までの実行時間がステップＳＰ１〜ステップＳＰ７を繰り返す間欠測定間隔Ｔintervalと仮に同等であるとした場合、制御回路１０が生体情報データを測定するために間欠動作を実行しても十分な消費電力削減効果を得ることはできない。

本発明の生体情報測定装置１では、次の（式１０）のように、ＯＮ時間Ｔonを間欠測定間隔Ｔintervalの約１／２以下となるようにすることにより、間欠動作による十分な消費電力削減効果を得ることができる。なお１／２に限定されるものではなく、より効果的には例えば１／３以下となるようにしてもよい。
Ｔon ≦Ｔinterval／２……………………………………………………………（式１０）

＜サンプリングパラメータ＞
次に、アナログデジタル変換回路１０６、１０７におけるサンプリングパラメータについて説明する。ここで、サンプリング間隔Ｔsampling、サンプリング回数Ｎとすると、デジタル信号データ列Ｄ２の測定時間Ｔmeasureは、次の（式１１）により表される。
Ｔmeasure＝Ｔsampling×Ｎ………………………………………………………（式１１）

なお、信号処理回路１０８において周波数スペクトルを算出する代表的な解析手法であるＦＦＴ（高速フーリエ変換）を用いる場合、高速で計算でき、かつアルゴリズムも単純になるので、前提としてサンプリング回数Ｎは２の累乗であることが必要である。

サンプリング間隔Ｔsamplingは、周波数スペクトルの解析範囲と関係しており、解析可能な周波数の上限ｆmaxは、次の（式１２）により表される。
ｆmax＝１／(２Ｔsampling) ………………………………………………………（式１２）

この（式１２）により、サンプリング間隔Ｔsamplingを短くした方が解析可能な周波数の上限ｆmaxは向上することが分かる。生体等の被検体１０２に光Ｌ１を照射した際に得られる散乱光Ｌ２の周波数スペクトルは、主に、数１０[kHz]以下に分布しているため、血流量等の生体情報を測定するためには、サンプリング間隔Ｔsamplingは（式１２）にしたがって０．０５[ms]以下とすることが望ましい。

この測定時間Ｔmeasureは、周波数分解能ｆresolutionと関係しており、次の（式１３）により表される。
ｆresolution＝１／Ｔmeasure＝１／(Ｔsampling×Ｎ)………………………（式１３）

したがって、周波数分解能ｆresolutionを細かくするためには、サンプリング回数Ｎを大きくして測定時間Ｔmeasureを長くする必要がある。

しかしながら、従来の生体情報測定装置１００では、例えば周波数分解能ｆresolutionを１０[Hz]程度としていた。そのため（式１３）によりサンプリング測定時間Ｔmeasureを０．１[s]程度とする必要があり、サンプリング間隔Ｔsamplingが０．０５[ms]であるとすると、サンプリング回数Ｎは（式１３）により「２０００」となるが、２の累乗であることが必要なため「２０４８」となる。

ところで、上述したように、激しい運動等を行ったときの心拍数が最大２２０[bpm]程度に達する場合に合わせて間欠測定間隔Ｔintervalを０．１３[s]とした場合、周波数分解能ｆresolutionが１０[Hz]程度であれば測定時間Ｔmeasureが０．１[s]程度必要になる。

この場合、間欠測定間隔Ｔintervalの０．１３[s]のうち測定時間Ｔmeasureの０．１[s]が大部分を占めることになるため、殆ど常時サンプリングを行うことが必要になる。すなわち、この場合には、光源１０１や増幅回路１０４、交流増幅回路１０５の電力を低減している余裕は無いことになる。

信号処理回路１０８においてＦＦＴに必要な解析時間ＴFFTは、次の（式１４）により表される。
ＴFFT＝Ｎlog₂Ｎ×Ａ………………………………………………………………（式１４）

ここで、Ａは制御回路１０を構成するマイクロプロセッサの計算能力に依存した比例係数であり、例えばクロック周波数１６[MHz]の３２[bit]マイクロプロセッサを用いた場合には、比例係数Ａは４[μs]であった。

サンプリング回数Ｎが「２０４８」の場合には、信号処理回路１０８の解析時間ＴFFTは（式１４）により９０[ms]となる。測定時間Ｔmeasureが０．１[s]であるため、当該測定時間Ｔmeasureと解析時間ＴFFTとの合計時間が０．１９[s]となり、間欠測定間隔Ｔintervalの０．１３[s]を上回ってしまう。

このように、従来の生体情報測定装置１００における信号処理回路１０８の周波数分解能ｆresolutionが１０[Hz]程度の場合、測定時間Ｔmeasureと解析時間ＴFFTとの合計時間が０．１９ｓであり、間欠測定間隔Ｔintervalの０．１３[s]を上回ってしまうので、アナログデジタル変換回路１０７によるサンプリングおよび信号処理回路１０８によるＦＦＴ解析を順次行うことは不可能となる。

したがって、従来の生体情報測定装置１００では、サンプリングとＦＦＴ解析とを並行して実施しなければならない。このため、従来の生体情報測定装置１００では、サンプリングを実施するマイクロプロセッサとＦＦＴ解析を実施するマイクロプロセッサとがそれぞれ必要となり、回路規模や消費電力が増大してしまうという問題が残っていた。

以上のように、従来の生体情報測定装置１００において用いられていた各種のサンプリングパラメータを用いると、本願発明において提案しているように、光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に供給される電力を制御して間欠的に動作させるとともに、サンプリングとＦＦＴ解析とを並行して行わずに順次行うようにすることは困難であった。

そこで、本出願人は、周波数分解能ｆresolutionと血流量の測定精度との関係について詳細な調査を行った。その結果を図４に示す。図４では、横軸に周波数分解能ｆresolutionが示され、縦軸に血流量測定値（相対値）が示されている。ここで、相対値とあるのは、血流量測定値が「１．０」であったときを基準として、その基準に対する相対値が示されているからである。

図４では、周波数分解能ｆresolutionを７００[Hz]程度まで大きくしても、血流量の測定値の変化が小さい。したがって、周波数分解能ｆresolutionを７００[Hz]として、（式１３）により測定時間Ｔmeasureを計算すると、１．４[ms]となるため、それに余裕を持たせて測定時間Ｔmeasureを２[ms]程度まで短くすることは十分可能であることを見出した。すなわち測定時間Ｔmeasureは、次の（式１５）が成立する。
２[ms] ≦ Ｔmeasure…………………………………………………………（式１５）

ところで、ＯＮ時間Ｔonは、待機時間Ｔwaitと測定時間Ｔmeasureとの合計よりも大きいため、次の（式１６）が成立する。
Ｔmeasure＜Ｔon………………………………………………………………（式１６）

したがって、上述した（式１０）、（式１５）および（式１６）により、ＯＮ時間Ｔonと、測定時間Ｔmeasureと、間欠測定間隔Ｔintervalとの間では、次の（式１７）が成立する。
２[ms] ≦ Ｔmeasure＜Ｔon ≦ (Ｔinterval／２)……………………………（式１７）

例えば、測定時間Ｔmeasureを２[ms]程度まで短くしサンプリング間隔Ｔsamplingを０．０５[ms]とすると、（式１３）により、サンプリング回数Ｎは「４０」となるが、２の累乗であることが必要なため「６４」以上とすればよい。

したがって、この場合、サンプリング間隔Ｔsampling 、サンプリング回数Ｎについては、次の（式１８）および（式１９）を満たすことになる。
Ｔsampling ≦０．０５ms …………………………………………………………（式１８）
Ｎ ≧６４……………………………………………………………………………（式１９）

サンプリング回数Ｎが「６４」のＦＦＴ解析に必要な解析時間ＴFFTは、上述のマイクロプロセッサの例に基づくと、（式１４）により１．５[ms]である。また、サンプリング回数Ｎが「６４」のときの測定時間Ｔmeasureは、（式１３）により３．２[ms]となる。

したがって、測定時間Ｔmeasureの３．２[ms]と、解析時間ＴFFTの１．５[ms]との合計時間は４．７[ms]となり、間欠測定間隔Ｔintervalの０．１３[s]よりも十分に短くすることができる。

これにより生体情報測定装置１では、アナログデジタル変換回路１０７によるサンプリングおよび信号処理回路１０８によるＦＦＴ解析を同一の制御回路１０（マイクロプロセッサ）で順次シーケンシャルに行うことが可能となり、その分、従来の生体情報測定装置１００と比して回路規模や消費電力を大幅に削減することができる。

さらに、サンプリングおよびＦＦＴ解析を同時に行わないことによって、制御回路１０がＦＦＴ解析動作を行う際に生じるノイズがサンプリング時に影響を及ぼさないようになり、結果的に生体情報データの測定精度を向上させることもできる。

ところで、サンプリング回数Ｎの上限については、測定時間Ｔmeasureと解析時間ＴFFTとの合計時間が間欠測定間隔Ｔintervalよりも短くなるように、（式１３）および（式１４）に基づいて、次の（式２０）を満たす範囲で設定することが必要である。
Ｎ×Ｔsampling ＋Ｎlog₂Ｎ×Ａ＜Ｔinterval…………………………………（式２０）

例えば、サンプリング間隔Ｔsamplingとして０．０５[ms]、制御回路１０を安価かつ汎用的なマイクロプロセッサで容易に実現可能な比例係数Ａの値として４[μs]を（式１７）に代入すると、サンプリング回数Ｎの上限は「１０２４」となることが分かる。

＜待機時間＞
次に、ステップＳＰ３において実行される待機時間Ｔwaitについて説明する。上述したように、ステップＳＰ２において光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５に対して電源からの電力を増加させると、光源１０１、増幅回路１０４の出力が急激に変化するため、交流増幅回路１０５の出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶは一時的に大きく変動する。

この交流増幅回路１０５の出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶが収束するまでに必要な時間は、交流増幅回路１０５において低周波成分をカットするためのハイパスフィルタの低周波側カットオフ周波数ｆcutoffの特性によって定まる。したがって、出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶの変化が９９％収束するまでに必要な収束時間Ｔ_99%は次の（式２１）により表される。
Ｔ_99% ＝ ln99／(2π・ｆcutoff)………………………………………………（式２１）

ハイパスフィルタの低周波側カットオフ周波数ｆcutoffと収束時間Ｔ99%は反比例の関係にあるため、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffを高くするほど収束時間Ｔ_99%を短くすることができる。しかしながら、ハイパスフィルタから低周波成分を取得できなくなるため、信号処理回路１０８において解析可能な周波数スペクトル範囲が狭くなり、血流量等の生体情報データの算出精度が低下することが懸念される。

従来の生体情報測定装置１００では、解析可能な周波数スペクトルを極力広くするため、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffは１０[Hz]程度に設定されていた。この場合、ＤＣ電圧レベルＰＬＶの変化が９９％収束するまでに必要な収束時間Ｔ_99%は、（式２１）により７３[ms]と算出される。

待機時間Ｔwaitと収束時間Ｔ_99%とはほぼ同じ値と考えられるので、待機時間Ｔwaitを７３[ms]として考えると、間欠測定間隔Ｔintervalの０．１３[s]のうち半分以上が待機時間Ｔwaitになってしまう。これでは、（式１７）が成立することはなく、生体情報データの間欠測定動作により消費電力を十分に削減することは困難である。

そこで本出願人は、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffと、血流スペクトル効率および電力効率との関係について詳細に調査した。その調査結果を図５に示す。図５の横軸には低周波側カットオフ周波数ｆcutoffが示されており、縦軸には血流スペクトル効率および電力効率がそれぞれ示されている。

ここで、血流スペクトル効率とは、図８に示されたような血流のパワースペクトル密度分布において低周波側がカットされることによる有効スペクトル成分の減少割合である。電力効率とは、待機時間Ｔwaitが「０」の場合を基準「１」として、出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶが９９％収束するまで待機した場合の電力増加率の逆数である。

すなわち、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffが低ければ、直流成分が殆どカットされないため収束時間Ｔ_99%は長くなり、電力の増加率は大きくなる。一方、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffが高ければ、直流成分が多くカットされるため収束時間Ｔ_99%は短くなり、電力の増加率は小さくなる。

この調査の結果、図５から分かるように、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffを次の（式２２）によって表されるように、１００[Hz]以上、１０００[HZ]以下とすることにより、血流スペクトル効率と電力効率との積を最大化できることを見出した。
１００Hz ≦ ｆcutoff ≦１０００Hz……………………………………………（式２２）

したがって、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffを１００[Hz]以上、１０００[HZ]以下の範囲で設定したうえ、待機時間Ｔwaitについては、交流増幅回路１０５の出力ＤＣ電圧レベルＰＬＶが９９％収束する収束時間Ｔ_99%を基準として、その収束時間Ｔ_99%の例えば０．５倍〜２．０倍程度の範囲で設定することが望ましい。但し、この乗算値についてはこれに限るものではなく、任意の値が用いられる。

したがって、待機時間Ｔwaitは、（式２１）を用いて次の（式２３）により表され、この（式２３）を展開すると（式２４）によって表される。
０．５×Ｔ_99% ≦ Ｔwait ≦ ２．０×Ｔ_99%……………………………………（式２３）
(０．３７／ｆcutoff) ≦ Ｔwait ≦ (１．４／ｆcutoff) ……………………（式２４）

この（式２４）に対して、低周波側カットオフ周波数ｆcutoffの下限値として１０００[Hz]、上限値として１００[Hz]を代入すると、待機時間Ｔwaitの具体的な数値範囲は、次の（式２５）となる。
０．４[ms] ≦ Ｔwait ≦ １４[ms] ……………………（式２５）

このように生体情報測定装置１では、交流増幅回路１０５の低周波側カットオフ周波数ｆcutoffおよび待機時間Ｔwaitを定めることにより、血流量等の生体情報データの測定精度の劣化を抑制しながら待機時間Ｔwaitを極力短縮し得、かくして光源１０１、増幅回路１０４および交流増幅回路１０５の消費電力を効率的に削減することができる。

＜他の実施の形態＞
なお上述した実施の形態においては、間欠測定間隔ＴintervalがＯＮ時間Ｔon、解析時間Ｔcalcおよび調整時間Ｔpにより構成されるようにした場合について述べたが、本発明はこれに限るものではなく、間欠測定間隔間隔Ｔintervalが十分に短く調整時間Ｔpが不要であり、ＯＮ時間Ｔonと解析時間Ｔcalcだけで構成されるようにしてもよい。

１、１００…生体情報測定装置、１０…制御回路（制御手段）、１０１…光源、１０２…被検体、１０３…受光素子、１０４…増幅回路（増幅手段）、１０５…交流増幅回路（増幅手段）、１０６、１０７…アナログデジタル変換回路、１０８…信号処理回路（演算手段）、１０９…通信回路。

Claims (8)

1. 被検体へ光を照射する光源と、
   前記被検体からの前記光の散乱光を受光して電気信号を生成する受光素子と、
   前記電気信号を増幅することにより増幅電気信号を生成する増幅手段と、
   前記増幅電気信号をサンプリングしてデジタル信号データ列に変換するアナログデジタル変換手段と、
   前記デジタル信号データ列の周波数スペクトルを解析して前記被検体の生体情報データを測定する演算手段と、
   電源を制御して前記光源および前記増幅手段に供給する電力を増加させることにより前記光源および前記増幅手段を動作停止状態から起動状態に設定してから所定の電力増加時間が経過した後、前記電源を制御して前記光源および前記増幅手段に供給する電力を減少させることにより前記光源および前記増幅手段を前記起動状態から前記動作停止状態に設定するまでの前記起動状態および前記動作停止状態を間欠的に繰り返し行う制御手段と
   を備え、
   前記アナログデジタル変換手段は、前記光源および前記増幅手段を前記起動状態に設定したまま前記増幅電気信号をサンプリングしてデジタル信号データ列に変換し、前記演算手段は、前記光源および前記増幅手段を前記動作停止状態に設定してから前記デジタル信号データ列の周波数スペクトルを解析して前記被検体の生体情報データを測定する
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
2. 請求項１記載の生体情報測定装置において、
   前記光源と前記増幅手段に供給する電力が増加されている電力増加時間Ｔon 、前記アナログデジタル変換手段により前記増幅電気信号をサンプリングするときのサンプリング間隔Ｔsampling にサンプリング回数Ｎを乗算することにより求められる前記デジタル信号データ列の測定時間Ｔmeasure 、前記起動状態および前記動作停止状態を間欠的に行う際の間欠測定時間Ｔinterval としたとき、次の（式１）を満たす
   ２ms ≦Ｔmeasure ＜ Ｔon ≦（Ｔinterval/２）………………………………（式１）
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
3. 請求項２記載の生体情報測定装置において、
   前記サンプリング間隔Ｔsampling および前記サンプリング回数Ｎは、次の（式２）および（式３）を満たす
   Ｔsampling ≦０．０５ms ……………………………………………………………（式２）
   Ｎ ≧６４………………………………………………………………………………（式３）
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
4. 請求項２または３記載の生体情報測定装置において、
   前記間欠測定時間Ｔintervalは、次の（式４）を満たす
   Ｔinterval ≦０．２s ……………………………………………………………（式４）
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
5. 請求項１乃至４記載の生体情報測定装置において、
   前記増幅手段は、前記電気信号の低周波成分をハイパスフィルタによりカットして高周波成分だけを増幅する交流増幅手段を更に備え、
   前記制御手段により前記交流増幅手段に供給する電力を増加させたとき、前記交流増幅手段の出力ＤＣ電圧レベルの変動が収束するまで、前記ハイパスフィルタの特性によって定まる所定の待機時間Ｔwait だけ待機してから、前記アナログデジタル変換手段により前記増幅電気信号をサンプリングして前記デジタル信号データ列に変換する
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
6. 請求項５に記載の生体情報測定装置において、
   前記交流増幅手段の低周波側カットオフ周波数ｆcutoff は、次の（式５）を満たすように設定され、前記待機時間Ｔwait は次の（式６）を満たすように設定される
   １００Hz ≦ｆcutoff ≦１KHz………………………………………………………（式５）
   （０．３７/ｆcutoff） ≦Ｔwait ≦（１．４/ｆcutoff） ……………………（式６）
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
7. 請求項１乃至６記載の生体情報測定装置において、
   前記生体情報データを外部機器へ送信する通信手段を更に備え、
   前記光源および前記増幅手段を前記起動状態に設定したまま前記アナログデジタル変換手段により前記増幅電気信号をサンプリングしてデジタル信号データ列に変換し、前記光源および前記増幅手段の前記動作停止状態に設定してから前記演算手段により前記デジタル信号データ列の周波数スペクトルを解析して前記被検体の生体情報データを測定するまでの処理が間欠的に複数回繰り返し行われたことにより得られる複数回分の生体情報データからなる生体情報データ列を前記通信手段により前記外部機器へ送信する
   ことを特徴とする生体情報測定装置。
8. 被検体へ光を照射する光源と、
   前記被検体からの前記光の散乱光を受光して電気信号を生成する受光素子と、
   前記電気信号を増幅することにより増幅電気信号を生成する増幅手段と、
   前記増幅電気信号をサンプリングしてデジタル信号データ列に変換するアナログデジタル変換手段と、
   前記デジタル信号データ列の周波数スペクトルを解析して前記被検体の生体情報データを測定する演算手段と、
   電源を制御して前記光源および前記増幅手段に供給する電力を増加させることにより前記光源および前記増幅手段を動作停止状態から起動状態に設定してから所定の電力増加時間が経過した後、前記電源を制御して前記光源および前記増幅手段に供給する電力を減少させることにより前記光源および前記増幅手段を前記起動状態から前記動作停止状態に設定するまでの前記起動状態および前記動作停止状態を間欠的に繰り返し行う制御手段と
   を備えた生体情報測定装置の生体情報測定方法において、
   前記光源および前記増幅手段を前記起動状態に設定したまま前記アナログデジタル変換手段により前記増幅電気信号をサンプリングしてデジタル信号データ列に変換するアナログデジタル変換ステップと、
   前記光源および前記増幅手段を前記動作停止状態に設定してから前記演算手段により前記デジタル信号データ列の周波数スペクトルを解析して前記被検体の生体情報データを測定する生体情報データ測定ステップと
   を有することを特徴とする生体情報測定方法。

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