JP7024261B2 - 光学測定装置及び光学測定プログラム - Google Patents

光学測定装置及び光学測定プログラム Download PDF

Info

Publication number
JP7024261B2
JP7024261B2 JP2017167269A JP2017167269A JP7024261B2 JP 7024261 B2 JP7024261 B2 JP 7024261B2 JP 2017167269 A JP2017167269 A JP 2017167269A JP 2017167269 A JP2017167269 A JP 2017167269A JP 7024261 B2 JP7024261 B2 JP 7024261B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
light
light emitting
emitting element
amount
measuring device
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2017167269A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2019042004A (ja
Inventor
勤 大塚
学 赤松
一宏 逆井
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Business Innovation Corp
Original Assignee
Fuji Xerox Co Ltd
Fujifilm Business Innovation Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fuji Xerox Co Ltd, Fujifilm Business Innovation Corp filed Critical Fuji Xerox Co Ltd
Priority to JP2017167269A priority Critical patent/JP7024261B2/ja
Priority to US16/003,554 priority patent/US11534088B2/en
Publication of JP2019042004A publication Critical patent/JP2019042004A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP7024261B2 publication Critical patent/JP7024261B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0261—Measuring blood flow using optical means, e.g. infrared light
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring blood gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
    • A61B5/681—Wristwatch-type devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6843—Monitoring or controlling sensor contact pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7285—Specific aspects of physiological measurement analysis for synchronising or triggering a physiological measurement or image acquisition with a physiological event or waveform, e.g. an ECG signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A61B2562/0238—Optical sensor arrangements for performing transmission measurements on body tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A61B5/02427—Details of sensor
    • A61B5/02433—Details of sensor for infrared radiation

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)

Description

本発明は、光学測定装置及び光学測定プログラムに関する。
特許文献１には、生体が発生する脈波を検出する脈波検出装置であって、前記生体を介した光を受光して検出する一つの受光素子と、該受光素子を中心とする同一円状において等間隔に配置され、かつ、前記生体を照射する光を発生する複数の発光素子と、該受光素子が検出した光を光電変換して脈波信号を検出する脈波信号検出部を有することを特徴とする脈波検出装置が開示されている。
特開２０１３－５４０号公報
測定対象物に対して光を照射し、測定対象物で反射した光又は測定対象物を透過した光の少なくとも一方を解析することで、測定対象物に関する特性を測定する光学測定装置が存在する。
従来の光学測定装置では光源に発光ダイオードが用いられているが、コヒーレント光を照射するレーザダイオードも用いることで、従来の光学測定装置よりも幅広い特性を測定する光学測定装置が検討されている。
しかしながら、発光ダイオード及びレーザダイオードといった発光素子が光学測定装置に複数実装されることにより、光学測定装置から照射される光量が増加する。こうした状況において、光学測定装置で測定対象物の測定を開始する前から複数の発光素子を照射して測定の準備を開始した場合、測定対象物以外の物体に発光素子からの光が照射されることがあるが、特に人物に光が照射されると、光を照射された人物に不快感を与えることになる。
本発明は、上記内容を鑑みてなされたものであり、測定が開始される前に複数の発光素子の各々を測定に用いる光量で発光させる場合と比較して、測定対象物以外の物体に照射される光の光量を抑制することができる光学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に記載の光学測定装置の発明は、発光ダイオードを用いて測定対象物に光を発光する第１の発光素子と、レーザ素子を用いて前記測定対象物に光を発光する第２の発光素子と、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子が共に発光していない状態から、前記測定対象物の特性を測定するために用いる測定用の光量よりも光量が少なくなるように設定された検出用の光量を有する前記第１の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出した後、更に、前記第１の発光素子の発光パターンとは位相がずれた発光パターンで発光し、かつ、前記測定用の光量よりも光量が少なくなるように設定された前記第２の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出する検出手段と、前記第１の発光素子及び第２の発光素子をそれぞれ前記検出用の光量で発光させ、前記検出手段で前記測定対象物が検出された場合に、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子をそれぞれ前記測定用の光量で発光させる制御を行う制御手段と、を備える。
請求項２に記載の発明は、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子は、前記測定対象物の特性を測定するために必要となる光量及び波長を有する光源である。
請求項３に記載の発明は、前記測定対象物は生体であり、前記検出手段は、前記第１の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第１の生体情報を検出すると共に、前記第２の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第２の生体情報を検出し、前記制御手段は、前記第１の生体情報及び前記第２の生体情報を出力する制御を行う。
請求項４に記載の発明は、前記検出手段は、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子の各々の光を用いて前記測定対象物を検出し、前記制御手段は、前記第１の発光素子の光を用いた際には、前記検出手段で前記測定対象物が検出されたにも関わらず、前記第２の発光素子の光を用いた際には、前記検出手段で前記測定対象物が検出されなかった場合、前記第２の発光素子の光量が前記測定用の光量未満になるように制御する。
請求項５に記載の発明は、前記制御手段は、前記第２の発光素子の光量が前記測定用の光量未満になるように制御すると共に、前記第１の発光素子の光量を前記測定対象物の検出の際に発光させた前記第１の発光素子の光量より低下させる制御を行う。
請求項６に記載の発明は、前記検出手段は、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子の各々の光を用いて前記測定対象物を検出し、前記制御手段は、前記検出手段によって前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子の何れの発光素子の光を用いても前記測定対象物が検出された場合、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子を、前記測定用の光量で発光させる制御を行う。
請求項７に記載の発明は、前記検出手段は、前記第１の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出する場合と、前記第２の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出する場合とでは、前記測定対象物の検出方法として異なる検出方法を用いる。
請求項８に記載の光学測定装置の発明は、測定対象物に光を発光する第１の発光素子及び第２の発光素子と、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子が共に発光していない状態における光の受光量の変化から前記測定対象物を検出する検出手段と、前記検出手段で受光した受光量が予め定めた光量以下となった場合に、前記検出手段で前記測定対象物が検出されたとみなして前記第１の発光素子と前記第２の発光素子を前記測定対象物の特性を測定する測定用の光量で発光させる制御を行う制御手段と、を備える。
請求項９に記載の発明は、前記第２の発光素子の光量よりも前記第１の発光素子の光量が少ない。
請求項１０に記載の発明は、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子は、前記測定対象物の特性を測定するために必要となる光量及び波長を有する光源である。
請求項１１に記載の発明は、前記第１の発光素子が発光ダイオードであり、前記第２の発光素子がレーザ素子である。
請求項１２に記載の発明は、前記測定対象物は生体であり、前記検出手段は、前記第１の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第１の生体情報を検出すると共に、前記第２の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第２の生体情報を検出し、前記制御手段は、前記第１の生体情報及び前記第２の生体情報を出力する制御を行う。
請求項１３に記載の光学測定プログラムの発明は、コンピュータを、請求項１～請求項１２の何れか１項に記載の検出手段及び制御手段として機能させる。
請求項１、請求項８、及び請求項１３に記載の発明によれば、測定が開始される前に複数の発光素子の各々を測定に用いる光量で発光させる場合と比較して、測定対象物以外の物体に照射される光の光量を抑制することができる、という効果を有する。
請求項９記載の発明によれば、第１の発光素子からの光が測定対象物以外の物体に照射された場合であっても、第１の発光素子の光量を第２の発光素子の光量と同じ光量にした場合と比較して、測定対象物以外の物体に照射される光の光量を抑制することができる、という効果を有する。
請求項２、請求項１０、及び請求項１１記載の発明によれば、測定対象物に関する複数の特性を測定することができる、という効果を有する。
請求項３及び請求項１２記載の発明によれば、第１の発光素子及び第２の発光素子の各々で、測定対象物に関する特性を測定することができる、という効果を有する。
請求項４記載の発明によれば、第１の発光素子又は第２の発光素子で測定対象物を検出する場合と比較して、測定対象物の検出精度を向上することができる、という効果を有する。
請求項５記載の発明によれば、第２の発光素子の光を用いて測定対象物が検出されなかった場合に、測定対象物以外の物体に照射される光の光量を抑制することができる、という効果を有する。
請求項６記載の発明によれば、測定を開始する前に第１の発光素子及び第２の発光素子の各々を測定用の光量で発光させる場合と比較して、測定対象物以外の物体に照射される光の光量を抑制することができる、という効果を有する。
請求項７記載の発明によれば、第１の発光素子の光及び第２の発光素子の光を用いた測定対象物の検出方法を同じにした場合と比較して、測定対象物の検出精度を向上することができる、という効果を有する。
光学測定装置の表面を示す概略外観図である。 光学測定装置の裏面を示す概略外観図である。 光学測定装置の構成例を示す図である。 発光素子及び受光素子の配置例を示す図である。 生体からの反射光に対する光の強さの変化例を示す図である。 血管に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。 血管に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。 生体で反射した光のスペクトル分布の一例を示す図である。 血流量の変化の一例を示すグラフである。 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。 光学測定装置の電気系統の要部構成例を示す図である。 光学測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。 光学測定処理に伴うレーザ発光素子及びＬＥＤ発光素子の発光状況の一例を示すチャート図である。 光学測定処理に伴うレーザ発光素子及びＬＥＤ発光素子の発光状況の一例を示すチャート図である。 光学測定処理の変形例における流れの一例を示すフローチャートである。 光学測定処理の変形例における流れの一例を示すフローチャートである。 光学測定処理の変形例におけるレーザ発光素子及びＬＥＤ発光素子の発光状況の一例を示すチャート図である。 光学測定処理の変形例における流れの一例を示すフローチャートである。
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態例を詳細に説明する。なお、作用が同じ働きを担う構成要素には、全図面を通して同じ符合を付与し、重複する説明を省略する。
＜第１実施形態＞
図１に光学測定装置１０の概略外観図を示す。
光学測定装置１０は、光学測定装置１０から生体に向かって光を照射し、生体で反射した光を解析することで生体に関する様々な特性（生体特性）を測定する。そのため、例えば光学測定装置１０の両端にはリストバンド９が設けられ、腕時計型のウェアラブル端末として人の腕に装着される手段が用意されている。
また、光学測定装置１０は、例えば液晶ディスプレイ又は有機ＥＬディスプレイといった表示装置３４を備え、測定した生体特性に関する情報（生体情報）を表示する。便宜上、表示装置３４が備えられた光学測定装置１０の面を、「光学測定装置１０の表面」ということがある。
図２は、光学測定装置１０の生体に接触する面の一例を表す概略外観図である。図２に示すように、光学測定装置１０の生体に接触する面には、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ、ＬＥＤ発光素子２Ｂ及び受光素子３が設けられている。
レーザ発光素子１は、位相が揃った可干渉性を有するコヒーレント光の一例であるレーザ光を照射する発光素子である。レーザ発光素子１は面発光レーザ素子であっても、端面発光レーザ素子であってもよい。以降、「レーザ光」を含む光全般を「光」と表記し、特にレーザ光であることを強調したい場合に「レーザ光」と表記する。
ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂは、発光ダイオード(Light-Emitting Diode：LED)を用いた発光素子である。なお、ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂは、発光ダイオードの代わりに有機発光ダイオード(Organic Light-Emitting Diode：OLED)を用いてもよい。
受光素子３は、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂから照射された光を受光し、受光した光量を光量の大きさを表す物理量に変換する。ここでは一例として、受光素子３は受光量に応じた電圧を出力するものとして説明するが、受光素子３は受光量に応じた電流を出力してもよく、また、抵抗値を変化させてもよい。
また、「光量」とは、光源から照射される単位時間あたりの光のエネルギーを定量的に示した物理量であり、例えば光源から全方向に照射される単位時間あたりの光束の総量を示す「光度エネルギー」、又は光源から照射される単位面積及び単位時間あたりの光束の量を示す「光度エネルギー密度」が用いられる。光度エネルギーは光の強さを表すことから、光量を「光の強さ」という場合がある。
なお、図２に示したレーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ、ＬＥＤ発光素子２Ｂ及び受光素子３の位置は一例である。生体で反射したレーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの各々から照射された光を受光する位置に受光素子３が配置されていれば、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ、ＬＥＤ発光素子２Ｂ及び受光素子３の位置に制約はない。
以降では、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを区別して説明する必要がない場合には、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂをまとめて「ＬＥＤ発光素子２」と表記する。
なお、光学測定装置１０による生体特性の測定箇所は腕に限定されず、生体の何れの箇所であってもよい。したがって、必ずしもリストバンド９が光学測定装置１０に取り付けられている必要はない。腕以外の箇所で生体特性を測定する場合には、測定する箇所に応じた生体への取り付け器具が光学測定装置１０に取り付けられる場合がある。また、便宜上、光学測定装置１０の生体に接触する面を「光学測定装置１０の裏面」ということがある。
図３は、光学測定装置１０の構成例を示す図である。図３に示すように、光学測定装置１０は、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ、ＬＥＤ発光素子２Ｂ、受光素子３、制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ変換回路１８、検出部２０及び測定部２２を含む。光学測定装置１０は、図３に示した構成に基づいて、生体特性によって表される生体情報の一例である血流量及び血中の酸素飽和度（percutaneous oxygen saturation：SpO2、経皮的動脈血酸素飽和度ともいう）を測定する。
駆動回路１４は、後述する制御部１２の指示に従って、例えばレーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２を駆動する駆動電力を供給し、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２が発光又は発光停止するように駆動する。
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。
Ａ／Ｄ変換回路１８は、増幅回路１６で増幅され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で受光した光の強さを数値化して検出部２０に出力する。
検出部２０は、Ａ／Ｄ変換回路１８で数値化された光の強さの時間変化に対して、予め定められた処理時間（サンプリング時間）ごとに高速フーリエ変換(Fast Fourier Transform:ＦＦＴ)を行い、周波数ω毎の周波数分布（スペクトル分布）を検出する。サンプリング時間は、例えば数ｍｓ～数百ｍｓの範囲に設定されるが、一例として２０ｍｓに設定されているものとする。検出部２０は、検出したスペクトル分布と、受光素子３で受光した時系列に沿った光の強さを測定部２２に出力する。
測定部２２は、後述する制御部１２の指示に従い、検出部２０で検出されたスペクトル分布に基づいて血流量を測定すると共に、受光素子３で受光した光の強さに基づいて血中の酸素飽和度を測定する。検出部２０及び測定部２２は連係して血流量及び血中の酸素飽和度を検出することから、生体情報を検出する検出手段の一例である。
制御部１２は、ユーザからの各種指示を受け付けると共に、検出部２０で検出されたスペクトル分布から、受光素子３で生体の血管で反射した光を受光したか否かを判定する。受光素子３で生体の血管で反射した光を受光したと判定した場合には、制御部１２は、光学測定装置１０の動作状態を待機モードから測定モードに移行させる。具体的には、制御部１２は、検出部２０で検出されたスペクトル分布、及び受光素子３で受光した光の強さに基づいて、血流量及び血中の酸素飽和度の測定を開始するように駆動回路１４及び測定部２２を制御し、光学測定装置１０を待機モードから測定モードに移行させる。
ここで、「待機モード」とは、血流量及び血中の酸素飽和度の何れも測定していない状態（待機状態）をいい、「測定モード」とは、血流量及び血中の酸素飽和度の少なくとも一方を測定している状態（測定状態）をいう。
すなわち、「待機モード」とは、測定モードに移行する前段階の状態又は測定モード終了後の後段階の状態であり、測定モードと比較して、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２から照射される光の強さが低下した状態や、光学測定装置１０の一部の機能が動作していない状態等をいう。また、待機モードには、測定モードに移行するために生体を検出する準備的測定状態も含まれる。
一方、「測定モード」とは、生体特性の測定を行うモードであり、ユーザに結果を通知するための測定を行うモードである。測定モードには、待機モードから測定モードに移行するための準備的な測定状態は含まれない。
次に、光学測定装置１０での血流量の測定原理について説明する。ここでは、レーザ発光素子１を用いて血流量の測定原理を説明するが、ＬＥＤ発光素子を用いても同じ測定原理で血流量が測定される。また、生体の血管を透過した光、又は生体の血管で反射した光の何れを用いても同じ原理で血管を流れる血液の血流量を測定することができるが、以降では一例として、生体の血管で反射した光を用いて血流量を測定する場合について説明する。
図４は、光学測定装置１０の裏面を生体８に接触させた場合の状況を表す模式図である。光学測定装置１０の裏面を生体８に接触させた場合、レーザ発光素子１及び受光素子３が生体８の面に沿って並んで配置される。この場合、受光素子３は、生体８の血管６で反射されたレーザ発光素子１の光を受光する。
図５は、受光素子３で受光したレーザ発光素子１の反射光の強さの一例を示す図である。なお、図５のグラフ８０の横軸は時間の経過を表し、縦軸は受光素子３の出力、すなわち受光素子３で受光した光の強さ（受光強度）を表している。
図５に示すように、受光素子３の受光強度は時間の経過に伴って変化するが、これは血管６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６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、毛細血管等の血管６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での受光強度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６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をレーザ発光素子１から血管６を含む領域に照射した場合、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、血管６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の受光強度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７に示すように、血管６を矢印４４の方向に移動する赤血球等の血球細胞７に、レーザ光のようなコヒーレント光４０を照射した場合、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。
血球細胞７は血管６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の受光強度が時間の経過に伴って変化する。
このように、時間経過に伴って変動する受光素子３の受光強度が得られた場合、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ＦＦＴ処理を実行することで、周波数ω毎のスペクトル分布が得られる。図８に、血管６で反射した光の単位時間Ｔ0における周波数ω毎のスペクトル分布８２の一例を示す。なお、図８のスペクトル分布８２の横軸は周波数ωを表し、縦軸は各周波数ωに対する周波数成分の大きさ、すなわちスペクトル強度を表す。血管６で反射した光のスペクトル分布８２は０Ｈｚ～約数十ｋＨｚ、具体的には０Ｈｚ～約２０ｋＨｚの範囲に亘って現われる。
ここで、血液量はスペクトル分布８２と各々の座標軸とで囲まれた斜線領域８４の面積を全光量で規格化した値に比例する。また、血管６を流れる血液の速度（血流速度）は、スペクトル分布８２の周波数平均値に比例するため、周波数ωと周波数ωにおけるスペクトル強度の積を周波数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。
一方、血流量は、血液量と血流速度の積で表わされるため、血液量及び血流速度から算出される。
図９は、このようにして測定した単位時間Ｔ0あたりの血流量の変化例を示す図である。図９のグラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。
図９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種類に分類される。例えば図９の区間Ｔ１における血流量の変動幅８８に比べて、区間Ｔ２における血流量の変動幅９０の方が大きい。これは、区間Ｔ１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Ｔ２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。
次に、光学測定装置１０における血中の酸素飽和度の測定原理について説明する。ここでは、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを用いて血中の酸素飽和度の測定原理を説明するが、ＬＥＤ発光素子２及びレーザ発光素子１、若しくは複数のレーザ発光素子１を用いても同じ測定原理で血中の酸素飽和度が測定される。
血中の酸素飽和度とは、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１０は、例えば生体８に吸収される光の量（吸光量）の変化を示す概念図である。図１０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における吸光量の変動に関する内訳について見てみると、主に動脈によって吸光量が変動し、静脈及び静止組織を含むその他の組織では、動脈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、動脈が動脈の断面方向に沿って経時的に伸縮し、動脈の厚みが変化するためである。なお、図１０において、矢印９４で示される範囲が、動脈の厚みの変化に対応した吸光量の変動量を示す。
図１０において、時間ｔaにおける光の強さをＩa、時間ｔbにおける光の強さをＩbとすれば、動脈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(Ｉb／Ｉa)・・・（１）
一方、動脈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ΔＡIRと、赤色光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡRed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）においてｋは比例定数である。
（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡRed／ΔＡIR)・・・（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ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂ、具体的には、赤色光を照射するＬＥＤ発光素子２ＡとＩＲ光を照射するＬＥＤ発光素子２Ｂとを一部の発光期間が重複してもよいが、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ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂによる反射光を受光素子３で受光して、各受光時点における光の強さから（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＝ｌｎＩb－ｌｎＩa・・・（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(Ｉb／Ｉa)＝ｌｎ(１＋(Ｉb-Ｉa)／Ｉa) ・・・（４）
通常、（Ｉb-Ｉa）≪Ｉaであることから、ｌｎ(Ｉb／Ｉa)≒(Ｉb-Ｉa)／Ｉa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≒(Ｉb-Ｉa)／Ｉa ・・・（５）
次に、図１１を参照して、光学測定装置１０の電気系統の要部構成について説明する。
図１１に示すように、光学測定装置１０の制御部１２、検出部２０及び測定部２２は、例えばコンピュータ３０で構成される。コンピュータ３０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）３０Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）３０Ｂ、ＲＡＭ（Random Access Memory）３０Ｃ、不揮発性メモリ３０Ｄ及び入出力インターフェース（Ｉ／Ｏ）３０Ｅを備える。そして、ＣＰＵ３０Ａ、ＲＯＭ３０Ｂ、ＲＡＭ３０Ｃ、不揮発性メモリ３０Ｄ及びＩ／Ｏ３０Ｅがバス３０Ｆを介して各々接続されている。
また、Ｉ／Ｏ３０Ｅには、駆動回路１４、Ａ／Ｄ変換回路１８、表示装置３４、入力装置３５、通信装置３７及びモーションセンサ３８が接続される。更に、駆動回路１４には、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂが接続され、Ａ／Ｄ変換回路１８には、増幅回路１６を介して受光素子３が接続される。なお、ＣＰＵ３０Ａは、検出手段及び制御手段の一例である。
このうち表示装置３４は、例えば生体情報の測定開始や測定終了の通知、或いは測定結果といった、測定した生体情報を視覚的にユーザに通知する表示手段である。なお、表示装置３４をＬＥＤ等の発光素子で構成し、例えば点灯させるＬＥＤの数、形状、色等を変えることでユーザに生体情報を通知するようにしてもよい。
入力装置３５は、ユーザから光学測定装置１０への指示を受け付ける受け付け手段であり、例えばボタン及びタッチパネル等が用いられる。図１に示した光学測定装置１０の例では、表示装置３４と重ね合わせる形でタッチパネルが配置され、ユーザからの指示を受け付ける。なお、ユーザからの音声による指示を電気信号に変換するマイクも入力装置３５の一例である。
通信装置３７は、インターネット等の通信回線に接続され、通信回線に接続された外部装置との間でデータを送受信する通信プロトコルを備えた装置である。光学測定装置１０は、通信装置３７を介して、例えば測定した生体情報を外部装置に送信したり、外部装置から指示を受信したりする。通信装置３７に接続される通信回線の形態は、有線であっても無線であってもよい。
モーションセンサ３８は、光学測定装置１０の物理的な動き（物理的動作）を検出するセンサであり、例えば加速度センサやジャイロセンサが用いられる。
なお、図１１に示したＩ／Ｏ３０Ｅに接続される装置等は一例であり、Ｉ／Ｏ３０Ｅに、生体情報の測定開始や測定終了の通知、或いは測定した生体情報を音声でユーザに通知するスピーカー等を接続してもよい。
また、一例として、ＬＥＤ発光素子２Ａが発光する光は、赤色光の領域に含まれる波長を中心波長とした光であり、ＬＥＤ発光素子２Ｂが発光する光は、ＩＲ光の領域に含まれる波長を中心波長とした光であるとする。既に説明したように、酸化ヘモグロビンはＩＲ光を吸収しやすく、還元ヘモグロビンは赤色光を吸収しやすい。したがって、ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂが発光する光の中心波長をそれぞれ赤色光の領域及びＩＲ光の領域に設定することで、例えば同じ中心波長の光を発光する複数のＬＥＤ発光素子を用いた場合と比較して、血中の酸素飽和度の測定精度が向上する。
また、一例として、レーザ発光素子１が発光する光の中心波長は約８５０ｎｍに設定されるが、これに限定されずに他の中心波長であってもよいことは言うまでもない。
次に、光学測定装置１０の作用について説明する。図１２は、光学測定装置１０の電源がオンされた場合に、ＣＰＵ３０Ａによって実行される光学測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。
光学測定処理を規定する光学測定プログラムはＲＯＭ３０Ｂに予め記憶されており、例えば光学測定装置１０の電源がオンされると、ＣＰＵ３０Ａが光学測定プログラムをＲＯＭ３０Ｂから読み出して実行する。一例として、光学測定プログラムの開始時点では、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂは何れも光を照射していない発光停止状態となっているものとする。また、測定モードでレーザ発光素子１から照射される測定用の光量（光束Ｌ1a）は、測定モードでＬＥＤ発光素子２Ａ、２Ｂから照射される測定用の光量（光束Ｌ2a）よりも大きく設定されているものとする。
まず、ステップＳ１０において、ＣＰＵ３０Ａは、モーションセンサ３８の出力値を取得し、光学測定装置１０で物理的動作を検出したか否かを判定する。具体的には、ＣＰＵ３０Ａは、モーションセンサ３８の出力値が、光学測定装置１０に物理的動作が生じたとみなされる動作閾値以上となった場合に、光学測定装置１０で物理的動作を検出したと判定すればよい。動作閾値は、光学測定装置１０の実機による実験や光学測定装置１０の設計仕様に基づくコンピュータシミュレーション等により予め求められ、例えば不揮発性メモリ３０Ｄに予め記憶しておけばよい。
ステップＳ１０の判定処理が否定判定の場合には、ユーザがまだ光学測定装置１０に触れていない状態であると推測されるため、ステップＳ１０の処理を繰り返し実行して、ユーザが光学測定装置１０を手に取るまでモーションセンサ３８の出力値を監視する。
ステップＳ１０の判定処理が肯定判定の場合には、ユーザが光学測定装置１０を手にとって腕に取り付ける動作を開始したと推定されるため、ＣＰＵ３０Ａは、ユーザがこれから生体情報の測定を開始すると判定し、ステップＳ２０に移行する。すなわち、ユーザが明示的に生体情報の測定を光学測定装置１０に指示しなくても、光学測定装置１０を持つだけで生体情報の測定準備が開始される。
ステップＳ１０では、光学測定装置１０の物理的動作を検出して生体情報の測定開始指示の有無を判定したが、ステップＳ１０の代わりに、ユーザから入力装置３５を介して生体情報の測定開始指示が通知された場合にステップＳ２０に移行するようにしてもよい。光学測定装置１０で物理的動作が検出された場合であっても、生体情報を測定せずに光学測定装置１０を単に移動した状況も考えられる。したがって、ユーザから明示的に生体情報の測定開始指示を受け付けることで、より正確なタイミングで生体情報の測定準備が開始されることになる。
また、ステップＳ１０の代わりに、光学測定装置１０の電源がオンした後、予め定めた間隔（例えば１０分）毎にステップＳ２０を実行するようにしてもよい。この場合、モーションセンサ３８が不要となり、光学測定装置１０のコストが低減される。
ステップＳ２０において、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの何れか一方を予め定めた周期で発光させる。ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの何れか一方を発光させることで、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを両方とも発光させる場合と比較して、待機モードにおける光学測定装置１０の消費電力が低減される。以降では、一例としてＬＥＤ発光素子２Ａを発光させる例について説明する。
具体的には、ＬＥＤ発光素子２Ａを２０ｍｓ発光し、１８０ｍｓ発光を停止する２００ｍｓ周期の発光パターンでＬＥＤ発光素子２Ａを駆動する。しかしながら、ＬＥＤ発光素子２Ａの発光期間、発光停止期間及び発光周期は一例であり、その他の発光パターンでＬＥＤ発光素子２Ａを発光させてもよい。
既に説明したように、光量は光束の時間積によって表される物理量であることから、ＬＥＤ発光素子２Ａから照射される光束を同じ値に固定しても、ＬＥＤ発光素子２Ａの発光パターンを変化させることで光量が変化する。したがって、説明の便宜上、以降ではレーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの発光パターンを同じ発光パターンとし、発光素子から照射される光束を調整することで、各々の発光素子の光量を制御する例について説明する。しかし、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂから照射される光束を同じ大きさにして、各々の発光素子の発光パターンを調整することで、各々の発光素子の光量を制御してもよい。また、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂから照射される光束及び発光パターンを調整することで、各々の発光素子の光量を制御してもよい。
ステップＳ２０でＬＥＤ発光素子２Ａから照射される光束は、生体検出用の光量に対応した光束Ｌ2bに調整され、測定モードにおいてＬＥＤ発光素子２Ａから照射される測定用の光量に対応した光束Ｌ2a未満に制限される。
なお、ＬＥＤ発光素子２を発光させるとは、ＬＥＤ発光素子２から照射される光束が０ルーメンから０ルーメンを超える光束に上昇させることを指すだけでなく、０ルーメンを超える光束Ｌbから光束Ｌa（Ｌb＜Ｌa）まで上昇させる場合を含む。この発光の概念は、レーザ発光素子１についても同様である。
ステップＳ３０において、ＣＰＵ３０Ａは、予め定めた生体検出期間（例えば１０秒）に亘って受光素子３で受光した光の強さをＡ／Ｄ変換回路１８から取得し、受光素子３で受光した光の強さの特徴から生体８を検出したか否かを判定する。（１）式に示したように、光の吸光量の変化量ΔＡは動脈の厚みの変化によって変動することから、受光素子３で受光した光の強さの時間変化が脈波に対応した時間変化を示す場合に、ＣＰＵ３０Ａは生体８を検出したと判定すればよい。
生体検出期間に生体８が検出されなかった場合、例えばユーザが光学測定装置１０を腕に取り付けようとしている途中の状況や、光学測定装置１０を腕に取り付けようとしたが中断し、そのまま机の上に置いた等の状況が考えられる。
したがって、ステップＳ１００に移行して、ＣＰＵ３０ＡはステップＳ１０と同じ処理を行い、光学測定装置１０で物理的動作を検出したか否かを判定する。物理的動作が検出された場合、ユーザはまだ光学測定装置１０を手に持っていると考えられるため、ユーザが光学測定装置１０を腕に取り付ける可能性がある。したがって、ステップＳ３０に移行し、生体８の検出判定を再度実行する。
一方、物理的動作が検出されない場合、ユーザは光学測定装置１０を一旦は手に持ったが腕に取り付けずに机の上に置いた等の状況が考えられる。したがって、ステップＳ１１０に移行する。
この場合、ユーザの腕以外に光学測定装置１０からの光が照射されることがあるため、ステップＳ１１０において、ＣＰＵ３０Ａは、ステップＳ２０で発光させたＬＥＤ発光素子２Ａの発光を停止する。これにより、光学測定装置１０の光が、意図せずにユーザ以外の人物を照射する頻度が抑制される。そして、ステップＳ１０に移行し、モーションセンサ３８の出力値を監視する。
なお、ステップＳ１１０でＬＥＤ発光素子２Ａの発光を停止せずに、ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を、光を照射されても人が不快に感じない程度の光量（待機光量）まで低下させるようにしてもよい。ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を待機光量まで低下させれば、仮にユーザ以外の人物にＬＥＤ発光素子２Ａの光が照射されてしまった場合であっても、光を照射された人物に不快感を与える可能性は低くなる。
一方、ステップＳ３０の判定処理で、生体検出期間に生体８が検出された場合、ステップＳ４０に移行する。
ステップＳ４０において、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、レーザ発光素子１を予め定めた発光パターンで発光させる。この際、レーザ発光素子１から照射される光束は、生体検出用の光量に対応した光束Ｌ1bに調整され、測定モードでレーザ発光素子１から照射される測定用の光量に対応した光束Ｌ1a未満に制限される。なお、ＣＰＵ３０Ａは、レーザ発光素子１の発光期間とＬＥＤ発光素子２Ａの発光期間が重複しないように、発光パターンの位相、すなわち発光パターンの開始タイミングを調整する。
ステップＳ５０において、ＣＰＵ３０Ａは、受光素子３で受光したレーザ発光素子１の光を用いて、生体８を検出したか否かを判定する。
具体的には、Ａ／Ｄ変換回路１８で数値化された、レーザ発光素子１の光の強さの時間変化に対してＦＦＴ処理を行い、複数の周波数ωに対応するスペクトル強度をスペクトル分布８２として検出する。そして、ＣＰＵ３０Ａは、予め定めた周波数（基準周波数）におけるスペクトル強度が、レーザ発光素子１の光が生体８に照射された際に得られる値として予め設定した閾値を超えたか否かを判定する。ＣＰＵ３０Ａは、基準周波数におけるスペクトル強度が閾値を超えた場合に生体８を検出したと判定すればよい。
ステップＳ４０で、レーザ発光素子１とＬＥＤ発光素子２Ａの発光パターンの位相がずらされることにより、レーザ発光素子１の光とＬＥＤ発光素子２Ａの光との干渉が抑制されるため、レーザ発光素子１の光による生体８の検出精度が向上する。
ステップＳ５０で生体８を検出したと判定した場合、ステップＳ６０に移行する。
ＬＥＤ発光素子２Ａ及びレーザ発光素子１の両方の光によって生体８が検出されたことによって、光学測定装置１０がユーザの腕に取り付けられたと考えられる。したがって、ステップＳ６０において、ＣＰＵ３０Ａは、光学測定装置１０のモードを待機モードから測定モードに移行し、ユーザの血流量及び血中の酸素飽和度を測定する。
具体的には、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、ＬＥＤ発光素子２Ａから照射される光束を光束Ｌ2bから光束Ｌ2a（Ｌ2b＜Ｌ2a）まで上昇させることで、ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を生体検出用の光量から測定用の光量まで上昇させる。また、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、レーザ発光素子１から照射される光束を光束Ｌ1bから光束Ｌ1a（Ｌ1b＜Ｌ1a）まで上昇させることで、レーザ発光素子１の光量を生体検出用の光量から測定用の光量まで上昇させる。更に、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、ＬＥＤ発光素子２Ｂを測定用の光量で発光させる。この際、ＬＥＤ発光素子２Ｂから照射される光の光束は、例えばＬＥＤ発光素子２Ａと同じく光束Ｌ1aに設定されるが、これは一例であり、光束Ｌ1aとは異なる光束の光を照射してもよい。
なお、ＣＰＵ３０Ａは、ＬＥＤ発光素子２Ｂの発光期間が、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２Ａの各々の発光期間と重複しないように、発光パターンの位相を調整する。これにより、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂにおける各々の光の干渉が抑制されるため、生体情報の測定精度が向上する。
ＣＰＵ３０Ａは、Ａ／Ｄ変換回路１８で数値化された、レーザ発光素子１の光の強さの時間変化に対してＦＦＴ処理を行い、周波数ω毎のスペクトル分布８２を検出する。そして、ＣＰＵ３０Ａは、検出したスペクトル分布８２を用いて、既に説明した方法に従って血液量及び血流速度を算出した後、血液量と血流速度との積を血流量として測定し、測定結果を例えばＲＡＭ３０Ｃに記憶する。
また、ＣＰＵ３０Ａは、ＬＥＤ発光素子２Ａの発光期間に受光素子３で受光した光の強さと、ＬＥＤ発光素子２Ｂの発光期間に受光素子３で受光した光の強さとを用いて、上述した（１）式及び（２）式に従って血中の酸素飽和度を測定し、測定結果を例えばＲＡＭ３０Ｃに記憶する。
ステップＳ７０において、ＣＰＵ３０Ａは、ステップＳ６０で測定したユーザの血流量及び血中の酸素飽和度を、数値、グラフ又は文字等の、ユーザが測定結果を認識可能な表示方法で表示装置３４に表示する。なお、ＣＰＵ３０Ａは、表示装置３４に測定結果を表示すると共に、通信装置３７を介して通信回線に接続される外部装置に測定結果を送信し、当該外部装置で測定結果の記憶及び表示を行うようにしてもよい。
ステップＳ８０において、ＣＰＵ３０Ａは、血流量及び血中の酸素飽和度の測定が終了したことから、駆動回路１４を制御して、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの発光を停止する。
また、ステップＳ９０において、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、レーザ発光素子１の発光を停止する。レーザ発光素子１とＬＥＤ発光素子２の発光停止順に制約はなく、レーザ発光素子１の発光を停止してからＬＥＤ発光素子２の発光を停止してもよい。
これによって、光学測定装置１０のモードが測定モードから待機モードに移行し、図１２に示した光学測定処理を終了する。
一方、ステップＳ５０の判定処理が否定判定の場合、すなわち、レーザ光で生体８が検出されなかった場合には、ステップＳ１２０に移行する。
ステップＳ３０のＬＥＤ発光素子２Ａの光を用いた判定処理で生体８が検出されたにもかかわらず、レーザ発光素子１の光では生体８が検出されない場合、例えばＬＥＤ発光素子２の光を用いた生体８の検出で誤検出が生じた可能性が考えられる。光学測定装置１０が腕に取り付けられているか不明な場合に生体情報の測定を行っても正しい測定結果が得られる保証がないため、生体情報の測定を中止する。
したがって、ステップＳ１２０において、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの発光を停止する。
また、ステップＳ１３０において、ＣＰＵ３０Ａは駆動回路１４を制御して、レーザ発光素子１の発光を停止する。レーザ発光素子１とＬＥＤ発光素子２の発光停止順に制約はなく、レーザ発光素子１の発光を停止してからＬＥＤ発光素子２の発光を停止してもよい。
ステップＳ１４０において、ＣＰＵ３０Ａは警告を通知して、生体８が検出できなかったことをユーザに知らせる。なお、警告の通知形態に制約はなく、例えば表示装置３４に警告文を表示すればよい。光学測定装置１０がスピーカーを備える場合は音で通知してもよく、光学測定装置１０が電圧を供給すると振動する振動デバイスを備える場合は、振動で通知してもよい。
これによって、光学測定装置１０のモードが測定モードから待機モードに移行し、図１２に示した光学測定処理を終了する。
図１３は、図１２に示した光学測定処理のステップＳ５０で生体８を検出した場合におけるレーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの発光状況の一例を示すチャート図である。図１３に示すチャート図の縦軸は光束を表し、横軸は時間を表す。時刻ｔ0は光学測定装置１０の電源をオンした時刻、時刻ｔ1は光学測定装置１０で物理的動作を検出した時刻、時刻ｔ2はＬＥＤ発光素子２Ａの光を用いて生体８を検出した時刻を表す。また、時刻ｔ3はレーザ発光素子１の光を用いて生体８を検出した時刻、時刻ｔ4は生体情報の測定を終えた時刻を表す。
光学測定装置１０は、待機モードにおいてＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの両方の発光素子を発光させずに、何れか一方の発光素子を発光させて生体８の検出を行う。したがって、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを共に光束Ｌ2bで発光させる場合と比較して、待機モードにおいて、意図せずに光学測定装置１０からユーザ以外の物体に照射される光量が抑制される。
また、光学測定装置１０は、ＬＥＤ発光素子２Ａの光を用いて生体８を検出してからレーザ発光素子１を発光させる。したがって、光学測定装置１０で物理的動作を検出してからレーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２Ａを発光させる場合と比較して、待機モードにおいて、意図せずに光学測定装置１０からユーザ以外の物体に照射される光量が抑制される。
また、生体情報の測定を終えた後の待機モードは、レーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの何れの発光も停止されるため、生体情報の測定後にユーザが光学測定装置１０を腕から取り外しても、ユーザを含む何れの物体にも光学測定装置１０から光が照射されることはない。
図１４は、図１２に示した光学測定処理のステップＳ５０で生体８が検出されなかった場合におけるレーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの発光状況の一例を示すチャート図である。図１４において、時刻ｔ5はレーザ発光素子１の光では生体８が検出されなかったと判定された時刻を表す。
この場合、光学測定装置１０は、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２を測定用の光量にすることなく光学測定処理を終了する。また、レーザ発光素子１の光では生体８が検出されなかった場合、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２Ａの発光が停止されるため、ユーザを含む何れの物体にも光学測定装置１０から光が照射されることはない。
なお、図１２に示した光学測定処理には様々な変形例が存在する。以降では、各変形例について説明する。
＜変形例１＞
図１２に示した光学測定処理では、ステップＳ２０でＬＥＤ発光素子２Ａを発光させた。しかしながら、ステップＳ２０においてＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを生体検出用の光量で発光させるようにしてもよい。
この場合、ステップＳ３０において、ＣＰＵ３０Ａは、受光素子３で受光したＬＥＤ発光素子２Ａの光の強さ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの光の強さを用いて、（１）式及び（２）式に従って血中の酸素飽和度を仮に測定する。測定した血中の酸素飽和度が、人体における血中の酸素飽和度の標準範囲に含まれる場合に、ＣＰＵ３０Ａは生体８を検出したと判定する。その上でステップＳ６０において、ＣＰＵ３０Ａは、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを測定用の光量で発光し、血中の酸素飽和度を測定する。ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを測定用の光量まで上昇させることで、生体検出用の光量で血中の酸素飽和度を測定した場合と比較して、血中の酸素飽和度が精度よく測定される。
＜変形例２＞
光学測定装置１０はレーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２を備えるが、複数のレーザ発光素子１のみを備える形態、又は複数のＬＥＤ発光素子２のみを備える形態であってもよい。
光学測定装置１０が複数のレーザ発光素子１のみを備える場合、ＣＰＵ３０Ａは、図１２のステップＳ２０でＬＥＤ発光素子２Ａを発光する代わりに、何れか１つのレーザ発光素子１を生体検出用の光量で発光させる。そして、ステップＳ３０において、ＣＰＵ３０ＡはステップＳ５０と同じ処理を行い、生体８を検出すればよい。
なお、ステップＳ４０において、ＣＰＵ３０Ａは、ステップＳ２０で発光させたレーザ発光素子１と異なるレーザ発光素子１を生体検出用の光量で発光させてもよい。レーザ発光素子１の設置場所によって受光素子３で受光される光の強さが異なる場合があるため、異なるレーザ発光素子１の光で生体８を検出する場合、同じレーザ発光素子１の光で生体８を複数回検出する場合と比較して、生体８の検出精度が向上する。
ステップＳ６０では、２つのレーザ発光素子１を測定用の光量で発光させ、受光素子３で受光した各々のレーザ発光素子１の光の強さを用いて、血中の酸素飽和度を測定すればよい。血流量については、２つのレーザ発光素子１のうち、受光素子３で受光した何れか一方のレーザ発光素子１における光の強さの時間変化を用いて測定すればよい。
光学測定装置１０が複数のＬＥＤ発光素子２のみを備える場合、ＣＰＵ３０Ａは、図１２のステップＳ４０でレーザ発光素子１を発光する代わりに、何れかのＬＥＤ発光素子２を生体検出用の光量で発光させる。そして、ステップＳ５０において、ＣＰＵ３０ＡはステップＳ３０と同じ処理を行い、生体８を検出すればよい。
なお、レーザ発光素子１のみを用いた場合と同じ理由から、ステップＳ４０で発光させるＬＥＤ発光素子２は、ステップＳ２０で発光させるＬＥＤ発光素子２と異なるＬＥＤ発光素子２であることが好ましい。
ステップＳ６０では、２つのＬＥＤ発光素子２を測定用の光量で発光させ、受光素子３で受光した各々のＬＥＤ発光素子２の光の強さを用いて、血中の酸素飽和度を測定すればよい。血流量については、２つのＬＥＤ発光素子２のうち、受光素子３で受光した何れか一方のＬＥＤ発光素子２における光の強さの時間変化を用いて測定すればよい。
＜変形例３＞
光学測定装置１０は、血中の酸素飽和度を測定するため、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂを備えるが、例えばＬＥＤ発光素子２Ａのみとしてもよい。この場合、ＬＥＤ発光素子２Ａの光を用いて生体情報の一例である脈波が測定され、レーザ発光素子１の光を用いて血流量が測定される。
更に言えば、光学測定装置１０で測定される生体情報は、脈波、血流量及び血中の酸素飽和度に限定されない。光学測定装置１０は、光学的に測定される生体情報であれば何れの生体情報も測定可能である。
例えば、動脈の脈動に応じて受光素子３で受光される光の強さが変化するため、受光素子３で受光した光の強度の変化から、脈拍数が測定される。また、脈拍数の変化を時系列順に測定して得られる波形を２回微分することで加速度脈波が測定される。加速度脈波は、血管年齢の推定又は動脈硬化の診断等に用いられる。
＜変形例４＞
光学測定装置１０は、生体８の検出に用いた発光素子で生体情報も測定したが、生体８を検出した発光素子とは異なる発光素子で生体情報を測定してもよい。
例えば光学測定装置１０にレーザ発光素子１Ｂを更に追加し、レーザ発光素子１Ａを生体の検出専用の発光素子、レーザ発光素子１Ｂを生体情報の測定専用の発光素子とする。そして、レーザ発光素子１Ａを生体検出用の光量で発光させ、レーザ発光素子１Ｂを測定用の光量で発光させる。なお、本変形例における光学測定装置１０では、レーザ発光素子１Ａが第１の発光素子の一例であり、レーザ発光素子１Ｂが第２の発光素子の一例となる。
この場合、レーザ発光素子１Ａを生体８の検出に適した光の波長を有する光源とし、レーザ発光素子１Ｂを生体情報の測定に適した光の波長を有する光源とすることで、生体８の検出と生体情報の測定に同じ波長の発光素子を用いる場合と比較して、生体８の検出精度及び生体情報の測定精度の向上が期待される。
＜変形例５＞
光学測定装置１０は、図１２のステップＳ３０及びステップＳ５０で生体８の検出を行う場合、それぞれＬＥＤ発光素子２Ａ及びレーザ発光素子１を生体検出用の光量で発光させたが、測定用の光量で発光させるようにしてもよい。測定用の光量で生体８を検出する場合、ステップＳ６０でＬＥＤ発光素子２Ａ及びレーザ発光素子１の光量を生体検出用の光量から測定用の光量まで上昇する必要がない。したがって、生体検出用の光量で生体８の検出を行う場合と比較して、生体情報の測定に要する時間が短縮される。
＜変形例６＞
光学測定装置１０は、レーザ発光素子１の光を用いて血流量を測定し、ＬＥＤ発光素子２の光を用いて血中の酸素飽和度を測定するが、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２を、それぞれ異なる生体情報を測定するための光源として用いる必要はない。
具体的には、受光素子３でレーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２の光を受光して、それぞれの光を用いて血流量を測定するようにしてもよい。そして、ＣＰＵ３０Ａは、測定された各々の血流量のうち、測定精度が高いと判定される血流量を測定結果として採用すればよい。具体的には、ＣＰＵ３０Ａは、得られた複数の血流量のうち、医学的見地に基づいて、例えば年齢、性別及び体型等に応じて予め設定された標準の血流量に近い方の血流量を、より測定精度が高い血流量と判定する。
更に言えば、光学測定装置１０は複数のレーザ発光素子１と複数のＬＥＤ発光素子２を用いて、各々の発光素子の種類毎に、又は異なる種類の発光素子を組み合わせて同じ生体情報を測定してもよい。ＣＰＵ３０Ａは、得られた複数の生体情報のうち、測定精度が高いと判定される生体情報を測定結果として採用すればよい。
＜変形例７＞
図１５は、図１２に示した光学測定処理の変形例である。図１５に示す光学測定処理が図１２と異なる点は、ステップＳ１４０で生体８が検出されなかったことをユーザに通知した後、光学測定処理を終了せずにステップＳ１０に移行する点である。
光学測定装置１０は、ステップＳ１２０でＬＥＤ発光素子２Ａの発光を停止し、ステップＳ１３０でレーザ発光素子１の発光を停止する。したがって、再び光学測定装置１０における物理的動作の検出を開始しても、光学測定装置１０に物理的動作が加えられるまで光学測定装置１０から光が照射されることはない。
＜変形例８＞
図１６は、図１２に示した光学測定処理の変形例である。図１６に示す光学測定処理が図１２と異なる点は、ステップＳ１２０が削除され、ステップＳ１４０を処理した後、ステップＳ１００に移行し、生体８の再検出を行う点である。
ステップＳ１２０を実行しないことで、ＬＥＤ発光素子２Ａの光量が生体検出用の光量のままステップＳ１００に移行するため、ＬＥＤ発光素子２Ａの発光を停止させ、再度ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を生体検出用の光量まで上昇させる場合と比較して、生体情報の測定に要する時間が短縮される。
なお、図１６に示した光学測定処理では、ステップＳ５０の判定処理が否定判定の場合、ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を生体検出用の光量のままとしたが、生体検出用の光量より低下させるようにしてもよい。この場合、ステップＳ１００で物理的動作が検出された後ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を生体検出用の光量まで上昇し、ステップＳ３０で生体８の検出を行えばよい。こうした処理を行うことで、ＬＥＤ発光素子２Ａの光量を生体検出用の光量にしたまま光学測定装置１０の動きを検出する場合と比較して、動きを検出する間に光学測定装置１０から照射される光の光量が低減されることになる。
また、図１６に示した光学測定処理では、ステップＳ１３０でレーザ発光素子１の発光を停止したが、レーザ発光素子１の光量を生体検出用の光量より低下させるようにしてもよい。この場合、レーザ発光素子１の発光を停止させ、ステップＳ４０で再度レーザ発光素子１の光量を生体検出用の光量まで上昇させる場合と比較して、生体情報の測定に要する時間が短縮される。
図１７は、図１６に示した光学測定処理のステップＳ５０で生体８が検出されなかった場合におけるレーザ発光素子１、ＬＥＤ発光素子２Ａ及びＬＥＤ発光素子２Ｂの発光状況の一例を示すチャート図である。
図１７に示すように、光学測定装置１０は、レーザ発光素子１の光では生体８が検出されなかった以後もＬＥＤ発光素子２Ａを生体検出用の光量で発光し、生体８の再検出を行う。
＜変形例９＞
図１２に示した光学測定処理では、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２の光を用いて生体８の検出を行ったが、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２を発光させることなく生体８の検出を行うようにしてもよい。
図１８は、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２を発光させることなく生体８の検出を行う光学測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。
図１８に示す光学測定処理が図１２と異なる点は、ステップＳ２０～Ｓ５０、及びステップＳ１００～Ｓ１４０が削除され、ステップＳ１５が追加された点である。
ステップＳ１５において、ＣＰＵ３０Ａは、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２の何れの発光も停止した状態でＡ／Ｄ変換回路１８で数値化された、受光素子３から受光した光の強さを用いて、例えば単位時間における受光量を算出する。
照明が点灯された室内や昼間にユーザが光学測定装置１０を腕に取り付けた場合、受光素子３が腕で覆われることから、光学測定装置１０がユーザの腕に取り付けられる前と比較して、受光素子３での受光量が低下する。
したがって、受光素子３での光の受光量がこれ以下の値を示した場合に、生体８に光学測定装置１０が取り付けられているとみなせる閾値（生体検出閾値）を予め設定しておき、ＣＰＵ３０Ａは、算出した受光量が生体検出閾値以下であるか否かを判定する。生体検出閾値は、光学測定装置１０の実機による実験や光学測定装置１０の設計仕様に基づくコンピュータシミュレーション等により予め求められ、例えば不揮発性メモリ３０Ｄに予め記憶しておけばよい。
算出した受光量が生体検出閾値を越える場合、光学測定装置１０は生体８に取り付けられていないと考えられるため、ステップＳ１０に移行して、ユーザが再び光学測定装置１０を手に取るまでモーションセンサ３８の出力値を監視する。
一方、算出した受光量が生体検出閾値以下の場合、光学測定装置１０が生体８に取り付けられたと考えられるため、ステップＳ６０に移行する。そして、ステップＳ６０において、ＣＰＵ３０Ａは、レーザ発光素子１及びＬＥＤ発光素子２をそれぞれ測定用の光量で発光し、ユーザの血流量及び血中の酸素飽和度を測定する。
受光素子３での受光量の変化に基づいて生体８を検出すれば、待機モードにおいて光学測定装置１０から光が照射されることがないため、意図せずに光学測定装置１０からユーザ以外の物体に照射される光量が抑制される。
以上、実施形態を用いて本発明について説明したが、本発明は実施形態に記載の範囲に限定されない。本発明の要旨を逸脱しない範囲で実施形態に多様な変更又は改良を加えることができ、当該変更又は改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
例えば、図１２、図１５、図１６及び図１８に示した光学測定処理をＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウエアで実現するようにしてもよい。この場合、ソフトウエアで実現する場合に比べて、処理の高速化が図られる。
また、光学測定装置１０の測定対象物は生体８に限定されるものではない。光学測定装置１０は、例えば鋼板に光を照射し、受光素子３で受光した光の強さから鋼板の疵の位置及び程度を測定する測定装置として用いてもよい。また、レンズ等の光学素子における分光透過率及び反射率を測定する測定装置として用いてもよい。更に、果物等に光を照射して、反射する光の成分から糖度等の含有成分を測定する測定装置として用いてもよい。
本実施形態では、光学測定プログラムがＲＯＭ３０Ｂにインストールされている形態を説明したが、これに限定されるものではない。本発明に係る光学測定プログラムを、コンピュータ読取可能な記憶媒体に記録した形態で提供してもよい。例えば、本発明に係る光学測定プログラムを、ＣＤ(Compact Disc)－ＲＯＭ及びＤＶＤ(Digital Versatile Disc)－ＲＯＭ等の光ディスクに記録した形態、若しくはＵＳＢ(Universal Serial Bus)メモリ及びメモリカード等の半導体メモリに記録した形態で提供してもよい。また、本発明に係る光学測定プログラムを、通信装置３７に接続された通信回線を介して外部装置から取得するようにしてもよい。
１（１Ａ、１Ｂ）・・・レーザ発光素子、２（２Ａ、２Ｂ）・・・ＬＥＤ発光素子、３・・・受光素子、６・・・血管、７・・・血球細胞、８・・・生体、９・・・リストバンド、１０・・・光学測定装置、１２・・・制御部、１４・・・駆動回路、１６・・・増幅回路、１８・・・変換回路、２０・・・検出部、２２・・・測定部、３０・・・コンピュータ、３０Ａ・・・ＣＰＵ、３４・・・表示装置、３５・・・入力装置、３７・・・通信装置、３８・・・モーションセンサ

Claims (13)

  1. 発光ダイオードを用いて測定対象物に光を発光する第１の発光素子と、
    レーザ素子を用いて前記測定対象物に光を発光する第２の発光素子と、
    前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子が共に発光していない状態から、前記測定対象物の特性を測定するために用いる測定用の光量よりも光量が少なくなるように設定された検出用の光量を有する前記第１の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出した後、更に、前記第１の発光素子の発光パターンとは位相がずれた発光パターンで発光し、かつ、前記測定用の光量よりも光量が少なくなるように設定された前記第２の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出する検出手段と、
    前記第１の発光素子及び第２の発光素子をそれぞれ前記検出用の光量で発光させ、前記検出手段で前記測定対象物が検出された場合に、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子をそれぞれ前記測定用の光量で発光させる制御を行う制御手段と、
    を備える光学測定装置。
  2. 前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子は、前記測定対象物の特性を測定するために必要となる光量及び波長を有する光源である
    請求項１記載の光学測定装置。
  3. 前記測定対象物は生体であり、
    前記検出手段は、前記第１の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第１の生体情報を検出すると共に、前記第２の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第２の生体情報を検出し、
    前記制御手段は、前記第１の生体情報及び前記第２の生体情報を出力する制御を行う
    請求項１又は請求項２記載の光学測定装置。
  4. 前記検出手段は、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子の各々の光を用いて前記測定対象物を検出し、
    前記制御手段は、前記第１の発光素子の光を用いた際には、前記検出手段で前記測定対象物が検出されたにも関わらず、前記第２の発光素子の光を用いた際には、前記検出手段で前記測定対象物が検出されなかった場合、前記第２の発光素子の光量が前記測定用の光量未満になるように制御する
    請求項１～請求項３の何れか１項に記載の光学測定装置。
  5. 前記制御手段は、前記第２の発光素子の光量が前記測定用の光量未満になるように制御すると共に、前記第１の発光素子の光量を前記測定対象物の検出の際に発光させた前記第１の発光素子の光量より低下させる制御を行う
    請求項４記載の光学測定装置。
  6. 前記検出手段は、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子の各々の光を用いて前記測定対象物を検出し、
    前記制御手段は、前記検出手段によって前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子の何れの発光素子の光を用いても前記測定対象物が検出された場合、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子を、前記測定用の光量で発光させる制御を行う
    請求項１～請求項３の何れか１項に記載の光学測定装置。
  7. 前記検出手段は、前記第１の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出する場合と、前記第２の発光素子の光を用いて前記測定対象物を検出する場合とでは、前記測定対象物の検出方法として異なる検出方法を用いる
    請求項４～請求項６の何れか１項に記載の光学測定装置。
  8. 測定対象物に光を発光する第１の発光素子及び第２の発光素子と、
    前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子が共に発光していない状態における光の受光量の変化から前記測定対象物を検出する検出手段と、
    前記検出手段で受光した受光量が予め定めた光量以下となった場合に、前記検出手段で前記測定対象物が検出されたとみなして前記第１の発光素子と前記第２の発光素子を前記測定対象物の特性を測定する測定用の光量で発光させる制御を行う制御手段と、
    を備える光学測定装置。
  9. 前記第２の発光素子の光量よりも前記第１の発光素子の光量が少ない
    請求項８記載の光学測定装置。
  10. 前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子は、前記測定対象物の特性を測定するために必要となる光量及び波長を有する光源である
    請求項８又は請求項９記載の光学測定装置。
  11. 前記第１の発光素子が発光ダイオードであり、前記第２の発光素子がレーザ素子である
    請求項８～請求項１０の何れか１項に記載の光学測定装置。
  12. 前記測定対象物は生体であり、
    前記検出手段は、前記第１の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第１の生体情報を検出すると共に、前記第２の発光素子の光を用いて、前記生体に関する第２の生体情報を検出し、
    前記制御手段は、前記第１の生体情報及び前記第２の生体情報を出力する制御を行う
    請求項８～請求項１１の何れか１項に記載の光学測定装置。
  13. コンピュータを、請求項１～請求項１２の何れか１項に記載の検出手段及び制御手段として機能させるための光学測定プログラム。
JP2017167269A 2017-08-31 2017-08-31 光学測定装置及び光学測定プログラム Active JP7024261B2 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017167269A JP7024261B2 (ja) 2017-08-31 2017-08-31 光学測定装置及び光学測定プログラム
US16/003,554 US11534088B2 (en) 2017-08-31 2018-06-08 Optical measuring apparatus and non-transitory computer readable medium

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017167269A JP7024261B2 (ja) 2017-08-31 2017-08-31 光学測定装置及び光学測定プログラム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2019042004A JP2019042004A (ja) 2019-03-22
JP7024261B2 true JP7024261B2 (ja) 2022-02-24

Family

ID=65433956

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2017167269A Active JP7024261B2 (ja) 2017-08-31 2017-08-31 光学測定装置及び光学測定プログラム

Country Status (2)

Country Link
US (1) US11534088B2 (ja)
JP (1) JP7024261B2 (ja)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10578553B2 (en) * 2016-11-29 2020-03-03 Pioneer Corporation Measuring apparatus

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110237912A1 (en) 2008-10-07 2011-09-29 Robert Couronne Device and Method for Detecting a Vital Parameter
WO2014045346A1 (ja) 2012-09-19 2014-03-27 テルモ株式会社 成分測定装置
WO2016087609A1 (de) 2014-12-04 2016-06-09 Osram Opto Semiconductors Gmbh Pulsoxymetrie-vorrichtung und verfahren zum betreiben einer pulsoxymetrie-vorrichtung
JP2017049266A (ja) 2016-10-26 2017-03-09 パイオニア株式会社 流体評価装置及び方法
US20170209055A1 (en) 2016-01-22 2017-07-27 Fitbit, Inc. Photoplethysmography-based pulse wave analysis using a wearable device

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6754515B1 (en) * 2002-12-17 2004-06-22 Kestrel Labs, Inc. Stabilization of noisy optical sources in photoplethysmography
DK2144555T4 (da) * 2007-04-27 2022-06-20 Sentec Ag Indretning og fremgangsmåde til transkutan bestemmelse af blodgasser
JP2013000540A (ja) 2011-06-22 2013-01-07 Hitachi Media Electoronics Co Ltd 脈波検出装置、及び脈波検出システム
CN104135917B (zh) * 2012-03-07 2017-03-08 精工爱普生株式会社 脉搏计
EP2892421A1 (en) * 2012-09-04 2015-07-15 Whoop, Inc. Systems, devices and methods for continuous heart rate monitoring and interpretation
JP5907918B2 (ja) * 2013-03-21 2016-04-26 富士フイルム株式会社 光音響計測装置および光音響計測方法並びにプローブの接触判断方法
US9723997B1 (en) * 2014-09-26 2017-08-08 Apple Inc. Electronic device that computes health data
KR102409382B1 (ko) * 2014-10-15 2022-06-15 삼성전자주식회사 생체 정보 검출 장치 및 방법
KR102434698B1 (ko) * 2015-07-03 2022-08-22 삼성전자주식회사 생체 정보 검출 장치 및 방법
KR102491850B1 (ko) * 2015-07-15 2023-01-26 삼성전자주식회사 레이저 스펙클 대조도 이미징 시스템 및 방법, 이를 적용한 장치
US9743849B2 (en) * 2015-09-25 2017-08-29 Fitbit, Inc. Intermeshing light barrier features in optical physiological parameter measurement device
JP6597410B2 (ja) * 2016-03-04 2019-10-30 セイコーエプソン株式会社 生体情報測定装置および生体情報測定方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110237912A1 (en) 2008-10-07 2011-09-29 Robert Couronne Device and Method for Detecting a Vital Parameter
WO2014045346A1 (ja) 2012-09-19 2014-03-27 テルモ株式会社 成分測定装置
WO2016087609A1 (de) 2014-12-04 2016-06-09 Osram Opto Semiconductors Gmbh Pulsoxymetrie-vorrichtung und verfahren zum betreiben einer pulsoxymetrie-vorrichtung
US20170209055A1 (en) 2016-01-22 2017-07-27 Fitbit, Inc. Photoplethysmography-based pulse wave analysis using a wearable device
JP2017049266A (ja) 2016-10-26 2017-03-09 パイオニア株式会社 流体評価装置及び方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP2019042004A (ja) 2019-03-22
US20190059797A1 (en) 2019-02-28
US11534088B2 (en) 2022-12-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR102409382B1 (ko) 생체 정보 검출 장치 및 방법
JP6907475B2 (ja) 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム
RU2640006C2 (ru) Способ и система идентификации артефактов перемещения и повышения надежности измерений и сигналов тревоги в фотоплетизмографических измерениях
JP6597410B2 (ja) 生体情報測定装置および生体情報測定方法
EP2194842B1 (en) Blood oximeter
US20040193063A1 (en) Method and apparatus for measuring biological condition
US20140221848A1 (en) Biological information detecting device, biological information detecting method, and biological information detection program
JPWO2015049963A1 (ja) 生体情報測定装置および該方法
JP2016146958A (ja) 血圧測定装置及び血圧測定方法
JP2016112277A (ja) 血圧計測装置、電子機器及び血圧計測方法
EP3485807A1 (en) Measurement device, measurement method, and measurement program
CN107233089B (zh) 活体信息测量装置
JP2017153875A (ja) 生体情報測定装置および生体情報測定方法
JP7024261B2 (ja) 光学測定装置及び光学測定プログラム
JP2017176267A (ja) 生体情報測定装置及び発光素子
JP4433756B2 (ja) 生体情報計測装置及びその制御方法、制御プログラム及び記録媒体
JP4534535B2 (ja) 生体評価装置、及び生体評価装置の制御方法
JP6988061B2 (ja) 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム
KR20190131306A (ko) 혈압 측정을 위한 전자 장치 및 그의 동작 방법
JP5077326B2 (ja) 生体情報計測装置及びその制御方法、制御プログラム
JP6066451B2 (ja) 生体情報検出装置及び生体情報検出方法、生体情報検出プログラム
JP2016015978A (ja) 生体情報検出装置
JP2017176264A (ja) 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム
JP6925918B2 (ja) センサシステム及び電子機器
JP2017176263A (ja) 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20200717

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20210526

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20210615

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20210812

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20220111

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20220124

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 7024261

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150