JP7039925B2 - Bioanalyzer - Google Patents
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Description
本発明は、信号を処理する技術に関する。 The present invention relates to a technique for processing a signal.
受光素子が受光した光のレベルに応じた電圧信号を処理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、受光素子が生成した受光信号のうち直流成分を除去してから交流成分を増幅する技術が開示されている。増幅後の交流成分は血液成分の濃度の算定に利用される。
Conventionally, a technique for processing a voltage signal according to the level of light received by a light receiving element has been proposed. For example,
特許文献1の技術では、血液成分の濃度の算定に受光信号の直流成分を利用する場合、交流成分を処理する要素とは別個に直流成分を処理する要素が必要になる。すなわち、受光信号から交流成分と直流成分とを分離して各成分を個別に処理する構成が必要であり、構成が煩雑化するという問題がある。以上の事情を考慮して、本発明の好適な態様は、受光素子が生成した電流に応じた電圧のうち高域成分を増幅して低域成分を維持した電圧を生成するための構成を簡素化することを目的とする。
In the technique of
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信号処理回路は、受光素子が生成した電流を第1電圧に変換する電流/電圧変換部と、前記第1電圧のうち高域成分を増幅し、前記第1電圧のうち低域成分を維持した第2電圧を、前記高域成分と前記低域成分とを分離せずに生成する高域増幅部とを具備する。以上の態様では、第1電圧のうち高域成分を増幅し、第1電圧のうち低域成分を維持した第2電圧が、高域成分と低域成分とを分離せずに生成されるから、第1電圧のうち高域成分と低域成分とを分離して各々を個別に処理する構成と比較して、第1電圧のうち高域成分を増幅して低域成分を維持した第2電圧を生成するための構成が簡素化される。 In order to solve the above problems, the signal processing circuit according to the preferred embodiment of the present invention includes a current / voltage conversion unit that converts the current generated by the light receiving element into a first voltage, and a high frequency range of the first voltage. It is provided with a high frequency amplification unit that amplifies a component and generates a second voltage of the first voltage that maintains a low frequency component without separating the high frequency component and the low frequency component. In the above aspect, the second voltage that amplifies the high frequency component of the first voltage and maintains the low frequency component of the first voltage is generated without separating the high frequency component and the low frequency component. , The second high-frequency component of the first voltage is amplified and the low-frequency component is maintained, as compared with the configuration in which the high-frequency component and the low-frequency component of the first voltage are separated and processed individually. The configuration for generating voltage is simplified.
本発明の好適な態様において、前記高域増幅部は、前記第1電圧が入力される第1入力端と、第2入力端とを含み、前記第2電圧を出力する演算増幅器と、前記第2電圧を前記第2入力端に帰還させる帰還経路上に設置された第1抵抗素子と、前記第2入力端に接続された第2抵抗素子と、前記第2抵抗素子と接地線との間に接続された第1容量素子とを含む。以上の態様では、演算増幅器と第1抵抗素子と第2抵抗素子とで構成される非反転増幅回路に第1容量素子を付加した簡便な構成により、第1電圧のうち高域成分を増幅して低域成分を維持した第2電圧を生成できる。 In a preferred embodiment of the present invention, the high frequency amplification unit includes a first input end to which the first voltage is input, a second input end, an operational amplifier that outputs the second voltage, and the first. Between the first resistance element installed on the feedback path that feeds back the two voltages to the second input end, the second resistance element connected to the second input end, the second resistance element, and the ground wire. Includes a first capacitive element connected to. In the above embodiment, the high frequency component of the first voltage is amplified by a simple configuration in which the first capacitance element is added to the non-inverting amplifier circuit composed of the operational amplifier, the first resistance element, and the second resistance element. It is possible to generate a second voltage that maintains the low frequency component.
本発明の好適な態様において、前記高域増幅部は、前記第1抵抗素子と並列に接続された第2容量素子を含む。以上の態様では、高域増幅部が第1抵抗素子と並列に接続された第2容量素子を含むから、第2電圧のうち高周波なノイズを第2容量素子により低減することができる。 In a preferred embodiment of the present invention, the high frequency amplification unit includes a second capacitive element connected in parallel with the first resistance element. In the above embodiment, since the high frequency amplification unit includes the second capacitance element connected in parallel with the first resistance element, the high frequency noise of the second voltage can be reduced by the second capacitance element.
本発明の好適な態様に係る生体解析装置は、生体から到来する光を受光する受光素子と、前記受光素子が生成した電流が入力される前述の各態様の信号処理回路と、前記信号処理回路が生成した第2電圧に応じて前記生体に関する生体指標を算定する生体解析部とを具備する。前述の各信号処理回路は、第1電圧のうち高域成分を増幅して低域成分を維持した第2電圧を生成するための構成が簡素化されるから、生体解析装置において第2電圧に応じて生体に関する生体指標を算定するための構成も簡素化される。 The bioanalyzer according to a preferred embodiment of the present invention includes a light receiving element that receives light coming from a living body, a signal processing circuit of each of the above-described embodiments in which a current generated by the light receiving element is input, and the signal processing circuit. It is provided with a bioanalysis unit that calculates a biometric index related to the living body according to the second voltage generated by. Since the configuration of each of the above-mentioned signal processing circuits for amplifying the high frequency component of the first voltage and generating the second voltage maintaining the low frequency component is simplified, the second voltage is used in the bioanalytical device. Accordingly, the configuration for calculating the biometric index for the living body is also simplified.
本発明の好適な態様において、前記生体指標は、前記生体の血流または血圧に関する指標である。以上の態様では、生体の状態を診断するための基本的かつ重要な指標である血流または血圧に関する指標を算定できるという利点がある。 In a preferred embodiment of the present invention, the biological index is an index relating to blood flow or blood pressure of the living body. In the above aspect, there is an advantage that an index related to blood flow or blood pressure, which is a basic and important index for diagnosing the condition of a living body, can be calculated.
本発明の好適な態様において、前記生体解析部は、前記第2電圧の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲内で積算した値を、前記第2電圧のうち低域成分で正規化して前記血流に関する指標を算定する。以上の態様では、第2電圧の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲内で積算した値を、第2電圧のうち低域成分で正規化して血流に関する指標が算定されるから、例えば第2電圧の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲内で積算した値を血流に関する指標として算定する構成と比較して、簡易な構成で同等以上の精度で血流に関する指標を算定することができる。 In a preferred embodiment of the present invention, the bioanalytical unit calculates a value obtained by integrating the product of the intensity of each frequency in the intensity spectrum of the second voltage and the frequency within a predetermined frequency range in the second voltage. The index related to the blood flow is calculated by normalizing with the low frequency component. In the above embodiment, the value obtained by integrating the product of the intensity of each frequency in the intensity spectrum of the second voltage and the frequency within a predetermined frequency range is normalized by the low frequency component of the second voltage and is an index related to blood flow. Is calculated, for example, it is simpler than the configuration in which the value obtained by integrating the product of the intensity of each frequency in the intensity spectrum of the second voltage and the frequency within a predetermined frequency range is calculated as an index related to blood flow. It is possible to calculate the index related to blood flow with the same or higher accuracy in the configuration.
<第1実施形態>
図1は、本発明の第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、被験者の生体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。被験者の身体のうち特定の部位(以下「測定部位」という)Hに生体解析装置100が装着される。例えば手首や上腕が測定部位Hとして例示される。
<First Embodiment>
FIG. 1 is a side view of the
生体解析装置100は、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。
The
図2は、生体解析装置100の電気的な構成図である。生体解析装置100は、検出装置30と生体解析部22と表示装置23とを具備する。生体解析部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表示する。
FIG. 2 is an electrical configuration diagram of the
検出装置30は、測定部位H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、発光素子31と受光素子32と駆動回路33と信号処理回路34とを具備する。発光素子31および受光素子32は、例えば筐体部12において測定部位Hに対向する位置に設置される。なお、駆動回路33および信号処理回路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。
The
発光素子31は、測定部位Hに光を照射する光源である。第1実施形態の発光素子31は、狭帯域でコヒーレントなレーザー光を測定部位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)等が発光素子31として好適に利用される。第1実施形態の発光素子31は、例えば近赤外領域内の所定の波長λ(λ=800nm~1300nm)の光を測定部位Hに照射する。駆動回路33は、発光素子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31を利用してもよい。また、発光素子31が出射する光は近赤外光に限定されない。
The
発光素子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生体の外部に出射する。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から出射する。受光素子32は、測定部位Hから到来する光を受光する。具体的には、受光素子32は、受光した光の強度に応じた電流を生成する。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)が受光素子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32が好適である。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、発光素子31と受光素子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、発光素子31と受光素子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。
The light incident on the measurement site H from the
図3は、信号処理回路34の構成図である。信号処理回路34は、受光素子32が受光した光の強度に応じた検出信号Sを生成する。具体的には、信号処理回路34は、電流/電圧変換部341と高域増幅部343とを具備する。
FIG. 3 is a block diagram of the
電流/電圧変換部341は、光を受光することで受光素子32が生成した電流を、第1電圧V1に変換する。具体的には、電流/電圧変換部341は、例えば演算増幅器51と抵抗素子53と容量素子55とで構成されるトランスインピーダンスアンプである。
The current /
高域増幅部343は、電流/電圧変換部341が生成した第1電圧V1から第2電圧V2を生成する。図4は、第1電圧V1(実線)と第2電圧V2(破線)とを示したグラフである。図4から把握される通り、第2電圧V2は、第1電圧V1のうち高域成分(交流成分)を増幅し、第1電圧V1のうち低域成分(直流成分)を維持した電圧である。具体的には、高域増幅部343は、図3に例示される通り、増幅処理部60と第2容量素子80とを具備する。増幅処理部60は、演算増幅器61と第1抵抗素子63と第2抵抗素子65と第1容量素子67とを具備する。
The high
演算増幅器61は、第1入力端(非反転入力端)T1と第2入力端(反転入力端)T2とを含む。電流/電圧変換部341が生成した第1電圧V1が第1入力端T1に入力される。演算増幅器61が生成した第2電圧V2が出力端Toutから出力される。出力端Toutと演算増幅器61の第2入力端T2とは第1抵抗素子63(抵抗値R1)を介して接続される。すなわち、第2電圧V2を演算増幅器61の第2入力端T2に帰還させる帰還経路(負帰還経路)が形成される。具体的には、第2電圧V2に応じた電圧(以下「帰還電圧」という)Vfが帰還経路を介して第2入力端T2に入力される。
The
第2抵抗素子65(抵抗値R2)は、演算増幅器61の第2入力端T2に接続される。第2抵抗素子65と接地線との間には第1容量素子67(静電容量C1)が接続される。具体的には、第1容量素子67の一方の端子E1が第2抵抗素子65に接続され、他方の端子E2が接地線に接続される。第1実施形態の第1容量素子67は、帰還電圧Vfに応じた電流の高域成分(具体的には周波数fLを上回る成分)を通過させ、当該電流の低域成分(具体的には周波数fLを下回る成分)を遮断するハイパスフィルターとして機能する。周波数fLは、以下の数式(1)で表現される。第2抵抗素子65の抵抗値R2と第1容量素子67の静電容量C1に応じて周波数fLを設定することが可能である。
図5は、帰還電圧Vfの高域成分に対する増幅処理部60の機能を表す仮想的な構成図であり、図6は、帰還電圧Vfの低域成分に対する増幅処理部60の機能を表す仮想的な構成図である。前述の通り、帰還電圧Vfに応じた電流の高域成分は第1容量素子67を通過するから、高域成分にとっては第2抵抗素子65が接地された構成と等価である。すなわち、図5に例示される通り、帰還電圧Vfの高域成分(周波数fLを上回る成分)に対しては、第2入力端T2に第2抵抗素子65が接続された非反転増幅回路(オペアンプ)として増幅処理部60が機能する。したがって、図4の第1電圧V1のうち高域成分は所望の増幅率Aで増幅される。増幅率Aは、以下の数式(2)で表現される。第1抵抗素子63の抵抗値R1と第2抵抗素子65の抵抗値R2とに応じて増幅率Aを設定することが可能である。
他方、帰還電圧Vfに応じた電流の低域成分は第1容量素子67により遮断されるから、低域成分にとっては第2抵抗素子65が接地線から絶縁された構成と等価である。すなわち、図6に例示される通り、帰還電圧Vfの低域成分(周波数fLを下回る成分)に対しては、増幅率が0dB(1倍)に設定されたボルテージフォロワ型のバッファ回路として増幅処理部60が機能する。したがって、図4の第1電圧V1のうち低域成分は第2電圧V2において維持される。以上の説明から理解される通り、高域増幅部343は、第1電圧V1のうち高域成分を増幅し、第1電圧V1のうち低域成分を維持した第2電圧V2を、高域成分と低域成分とを分離せずに生成する要素として機能する。
On the other hand, since the low frequency component of the current corresponding to the feedback voltage Vf is cut off by the
図3に例示される通り、増幅処理部60の第1抵抗素子63と並列に第2容量素子80(静電容量C2)が接続される。第2容量素子80は、第2電圧V2に発生し得る高周波なノイズを除去するローパスフィルターとして機能する。具体的には、演算増幅器61の出力電圧(第2電圧V2)のうち周波数fH(>fL)を下回る成分を通過させ、周波数fHを上回る成分が遮断される。周波数fHは、以下の数式(3)で表現される。第1抵抗素子63の抵抗値R1と第2容量素子80の静電容量C2に応じて周波数fHを設定することが可能である。
図7は、高域増幅部343の増幅率特性を示すグラフである。図7から把握される通り、第1電圧V1のうち低域成分(周波数fLを下回る成分)は維持され、第1電圧V1のうち高域成分(周波数fLを上回る成分)は増幅率A(1+R1/R2)で増幅される。また、第1電圧V1の高域成分のうち周波数fHを上回る成分(つまり高周波なノイズとなり得る成分)は、低減される。高域増幅部343が生成した第2電圧V2は、検出信号Sとして生体解析部22に出力される。なお、高域増幅部343から出力された検出信号Sをアナログからデジタルに変換するA/D変換器の図示は便宜的に省略した。
FIG. 7 is a graph showing the amplification factor characteristics of the high
図2の受光素子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の内部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を通過して受光素子32に到達する光は、発光素子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)した成分を含有する。生体解析部22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。
The light that reaches the
生体解析部22は、信号処理回路34が生成した検出信号S(第2電圧V2)に応じて血流指標を算定する。例えばCPU(Central Processing Unit)またはFPGA(Field-Programmable Gate Array)等の演算処理装置がプログラムを実行することで生体解析部22が実現される。第1実施形態の生体解析部22は、血流量指標F(いわゆるFLOW値)を血流指標として算定する。血流量指標Fは、測定部位Hの血流量(すなわち単位時間内に動脈内を移動する血液の体積)の指標である。具体的には、生体解析部22は、検出信号Sから強度スペクトルを算定し、当該強度スペクトルから血流量指標Fを算定する。血流量指標Fは、以下の数式(4a)の演算により算定される。数式(4a)の記号<I2>は、強度スペクトルのうち0Hzにおける強度G(0)(すなわち低域成分の信号強度)の平均値である。生体解析部22は、検出信号Sから演算処理により低域成分を分離し、低域成分の信号強度Iの平均値を数式(4a)の演算に利用する。なお、検出信号Sの全帯域にわたる平均強度を<I2>として血流量指標Fを算定してもよい。
数式(4a)から理解される通り、強度スペクトルにおける各周波数fの信号強度G(f)と当該周波数fとの積である1次モーメント(f×G(f))を、周波数軸上の下限値f1と上限値f2との間の範囲について積算することで血流量指標Fが算定される。以上の説明から理解される通り、生体解析部22は、第2電圧V2の強度スペクトルにおける各周波数fの強度G(f)と当該周波数fとの積を所定の周波数範囲(f1~f2)内で積算した値を、第2電圧V2のうち低域成分で正規化して血流量指標Fを算定する。なお、生体解析部22は、数式(4a)の積分を総和(Σ)に置換した以下の数式(4b)の演算により血流量指標Fを算定してもよい。生体解析部22による血流量指標Fの算定は、単位期間毎に反復的に実行される。表示装置23は、生体解析部22が算定した血流量指標Fを表示する。
以上の説明から理解される通り、第1実施形態では、第1電圧V1のうち高域成分を増幅し、第1電圧V1のうち低域成分を維持した第2電圧V2が、高域成分と低域成分とを分離せずに生成されるから、第1電圧V1のうち高域成分と低域成分とを分離して各々を個別に処理する構成と比較して、第1電圧V1のうち高域成分を増幅して低域成分を維持した第2電圧V2を生成するための構成が簡素化される。ひいては、第2電圧V2に応じて血流量指標Fを算定するための構成も簡素化される。第1電圧V1では高域成分が低域成分に対して非常に微弱であるから、高域成分を増幅しないと血流量指標Fを高精度に算定することができない。第1実施形態では、第2電圧V2において高域成分が増幅される(SN比が高い高域成分が得られる)ので、血流量指標Fを高精度に算定することができる。 As can be understood from the above description, in the first embodiment, the second voltage V2 that amplifies the high frequency component of the first voltage V1 and maintains the low frequency component of the first voltage V1 is the high frequency component. Since it is generated without separating the low frequency component, it is out of the first voltage V1 as compared with the configuration in which the high frequency component and the low frequency component are separated and processed individually in the first voltage V1. The configuration for generating the second voltage V2 that amplifies the high frequency component and maintains the low frequency component is simplified. As a result, the configuration for calculating the blood flow index F according to the second voltage V2 is also simplified. Since the high frequency component is very weak with respect to the low frequency component at the first voltage V1, the blood flow index F cannot be calculated with high accuracy unless the high frequency component is amplified. In the first embodiment, since the high frequency component is amplified at the second voltage V2 (the high frequency component having a high SN ratio can be obtained), the blood flow index F can be calculated with high accuracy.
第1実施形態では特に、第2電圧V2の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲内で積算した値を、第2電圧V2のうち低域成分で正規化して血流量指標Fが算定されるから、例えば第2電圧V2の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲内で積算した値を血流量指標Fとして算定する構成(当該数値を正規化しない構成)と比較して、発光素子31の光量のバラツキや環境光(例えば照明光や太陽光)の光量のバラツキの影響が低減される。したがって、血流量指標Fを簡易な構成で正規化しない構成と同等以上の精度で算定することができる。
In the first embodiment, in particular, the value obtained by integrating the product of the intensity of each frequency in the intensity spectrum of the second voltage V2 and the frequency within a predetermined frequency range is normalized by the low frequency component of the second voltage V2. Since the blood flow index F is calculated, for example, the value obtained by integrating the product of the intensity of each frequency in the intensity spectrum of the second voltage V2 and the frequency within a predetermined frequency range is calculated as the blood flow index F (the relevant). The influence of the variation in the amount of light of the
<第2実施形態>
図8は、第2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8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8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9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。
<Second Embodiment>
FIG. 8 is a schematic diagram showing a usage example of the
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。
The
生体解析部22は、例えば表示ユニット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の生体解析部22は、検出信号Sから血流量指標Fを算定して表示装置23に表示する。
The
なお、生体解析部22を検出ユニット71に搭載してもよい。生体解析部22は、検出装置30が生成した検出信号Sから血流量指標Fを算定し、当該血流量指標F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量指標Fを表示する。
The
<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。
<Modification example>
Each of the above-exemplified forms can be variously modified. Specific modes of modification are illustrated below. It is also possible to appropriately merge two or more embodiments arbitrarily selected from the following examples.
(1)前述の各形態では、増幅処理部60と第2容量素子80とで高域増幅部343が構成されたが、高域増幅部343の構成は以上の例示に限定されない。例えば、増幅処理部60のみで高域増幅部343を構成してもよい。つまり、第2容量素子80は高域増幅部343において必須ではない。ただし、高域増幅部343が第2容量素子80を含む構成によれば、第2電圧V2のうち高周波なノイズを第2容量素子80により低減することができる。また、第2容量素子80の代わりに、第2電圧V2のうち高周波なノイズを低減可能なローパスフィルターを出力端Toutの後段に設置してもよい。
(1) In each of the above-described embodiments, the high-
(2)前述の各形態では、演算増幅器61と第1抵抗素子63と第2抵抗素子65と第1容量素子67とで増幅処理部60が構成されたが、増幅処理部60の構成は以上の例示に限定されない。ただし、演算増幅器61と第1抵抗素子63と第2抵抗素子65と第1容量素子67とで増幅処理部60が構成される前述の各形態によれば、演算増幅器61と第1抵抗素子63と第2抵抗素子65とで構成される非反転増幅回路に第1容量素子67を付加した簡便な構成により、第1電圧V1のうち高域成分を増幅して低域成分を維持した第2電圧V2を生成できる。
(2) In each of the above-described embodiments, the
(3)前述の各形態では、生体解析部22は血流量指標Fを血流指標として算定したが、生体解析部22が算定する血流指標は以上の例示に限定されない。例えば血流量指標Fに応じた血流量、または、血流量を血管の断面積で除算した血流速度を血流指標として算定することも可能である。また、生体解析部22が算定する指標は血流指標に限定されない。例えば血液量指標(いわゆるMASS値)、血液量指標に応じた血管径や血管の断面積、酸素飽和度(SpO2)、または、生体の血圧に関する指標(例えば血圧、平均血圧または脈圧)を生体解析部22が算定してもよい。以上に例示した各指標は、生体に関する指標(以下「生体指標」という)として包括的に表現される。生体解析部22は、第2電圧V2に応じて生体指標を算定する要素として機能する。なお、生体解析部22が算定した生体指標(例えば血圧)から、被験者の状態(例えば血圧状態)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) In each of the above-described embodiments, the
(4)前述の各形態では、単体の機器として構成された生体解析装置100を例示したが、以下の例示の通り、生体解析装置100の複数の要素は相互に別体の装置として実現され得る。
(4) In each of the above-described embodiments, the
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、図10に例示される通り、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。生体解析装置100は、例えば携帯電話機またはスマートフォン等の情報端末で実現される。腕時計型の情報端末で生体解析装置100を実現してもよい。検出装置30が生成した検出信号Sが有線または無線で生体解析装置100に送信される。生体解析装置100の生体解析部22は、検出信号Sから生体指標を算定して表示装置23に表示する。以上の説明から理解される通り、検出装置30は生体解析装置100から省略され得る。
In each of the above-described embodiments, the
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、図11に例示される通り、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。生体解析装置100の生体解析部22は、検出信号Sから生体指標を算定し、当該指標を表示するためのデータを表示装置23に送信する。表示装置23は、専用の表示機器であってもよいが、例えば、携帯電話機もしくはスマートフォン等の情報端末、または、被験者が携帯可能な腕時計型の情報端末に搭載されてもよい。生体解析装置100の生体解析部22が算定した生体指標は、有線または無線により表示装置23に送信される。表示装置23は、生体解析装置100から受信した生体指標を表示する。以上の説明から理解される通り、表示装置23は生体解析装置100から省略され得る。
In each of the above-described embodiments, the
図12に例示される通り、検出装置30および表示装置23を生体解析装置100(生体解析部)とは別体とした構成も想定される。例えば、生体解析装置100(生体解析部)が、携帯電話機やスマートフォン等の情報端末に搭載される。
As illustrated in FIG. 12, it is assumed that the
なお、検出装置30と生体解析装置100とを別体とした構成において、検出装置30に強度スペクトルを算定する要素を搭載することも可能である。検出装置30が算定した強度スペクトルが有線または無線により生体解析装置100に送信される。
In addition, in the configuration in which the
(5)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100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100が採用され得る。
(5) In each of the above-described embodiments, the wristwatch-
(6)前述の各形態では、被験者の生体指標を表示装置23に表示したが、生体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、生体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100においては、生体指標を音声で報知する構成が特に好適である。また、生体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100が算定した生体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100の記憶装置(図示略)や生体解析装置100に着脱可能な可搬型の記録媒体に生体指標を格納してもよい。
(6) In each of the above-described embodiments, the biometric index of the subject is displayed on the
(7)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、CPU等の演算処理装置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。
(7) As described above, the
100…生体解析装置、12…筐体部、14…ベルト、22…生体解析部、23…表示装置、30…検出装置、31…発光素子、32…受光素子、33…駆動回路、34…信号処理回路、341…電圧変換部、343…高域増幅部、51…演算増幅器、53…抵抗素子、55…容量素子、60…増幅処理部、61…演算増幅器、63…第1抵抗素子、65…第2抵抗素子、67…第1容量素子、80…第2容量素子。
100 ... bioanalytical device, 12 ... housing, 14 ... belt, 22 ... bioanalytical unit, 23 ... display device, 30 ... detection device, 31 ... light emitting element, 32 ... light receiving element, 33 ... drive circuit, 34 ... signal Processing circuit, 341 ... Voltage conversion unit, 343 ... High frequency amplification unit, 51 ... Arithmetic amplifier, 53 ... Resistance element, 55 ... Capacitive element, 60 ... Amplification processing unit, 61 ... Arithmetic amplifier, 63 ... First resistance element, 65 ... second resistance element, 67 ... first capacitance element, 80 ... second capacitance element.
Claims (2)
前記受光素子が生成した電流を第1電圧に変換する電流/電圧変換部、および、前記第1電圧のうち高域成分を増幅し、前記第1電圧のうち低域成分を維持した第2電圧を、前記高域成分と前記低域成分とを分離せずに生成する高域増幅部と、を含む信号処理回路と、
前記信号処理回路が生成した前記第2電圧の強度スペクトルにおける各周波数の強度と当該周波数との積を所定の周波数範囲内で積算した値を、前記第2電圧のうち低域成分で正規化して、前記生体の血流に関する生体指標を算定する生体解析部と
を具備し、
前記高域増幅部は、
前記第1電圧が入力される第1入力端と、第2入力端とを含み、前記第2電圧を出力する演算増幅器と、
前記第2電圧を前記第2入力端に帰還させる帰還経路上に設置された第1抵抗素子と、
前記第2入力端に接続された第2抵抗素子と、
前記第2抵抗素子と接地線との間に接続された第1容量素子とを含む
生体解析装置。 A light receiving element that receives light coming from a living body,
A current / voltage converter that converts the current generated by the light receiving element into a first voltage, and a second voltage that amplifies the high frequency component of the first voltage and maintains the low frequency component of the first voltage. A signal processing circuit including a high-frequency amplification unit that generates the high-frequency component and the low-frequency component without separating them .
The value obtained by integrating the product of the intensity of each frequency in the intensity spectrum of the second voltage generated by the signal processing circuit and the frequency within a predetermined frequency range is normalized by the low frequency component of the second voltage. It is equipped with a bioanalysis unit that calculates biometric indicators related to the blood flow of the living body.
The high frequency amplification unit is
An operational amplifier that includes a first input end to which the first voltage is input and a second input end and outputs the second voltage.
A first resistance element installed on a feedback path that feeds back the second voltage to the second input end, and
The second resistance element connected to the second input end and
Includes a first capacitive element connected between the second resistance element and the ground wire.
Bioanalyzer.
請求項1の生体解析装置。
The bioanalytical device according to claim 1 , wherein the high frequency amplification unit includes a second capacitance element connected in parallel with the first resistance element.
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Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005315725A (en) | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Sunx Ltd | Photoelectric sensor |
JP2006125943A (en) | 2004-10-27 | 2006-05-18 | Matsushita Electric Works Ltd | Infrared detector |
US20070187605A1 (en) | 2005-12-12 | 2007-08-16 | Suren Systems, Ltd. | Temperature Detecting System and Method |
JP2008220723A (en) | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Seiko Epson Corp | Pulse measuring apparatus and its controlling method |
WO2012160856A1 (en) | 2011-05-20 | 2012-11-29 | 株式会社村田製作所 | Optical sensor device |
US20160157733A1 (en) | 2014-04-29 | 2016-06-09 | Huinno, Co., Ltd. | Blood glucose measurement method and apparatus using multiple body signals |
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Patent Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005315725A (en) | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Sunx Ltd | Photoelectric sensor |
JP2006125943A (en) | 2004-10-27 | 2006-05-18 | Matsushita Electric Works Ltd | Infrared detector |
US20070187605A1 (en) | 2005-12-12 | 2007-08-16 | Suren Systems, Ltd. | Temperature Detecting System and Method |
JP2008220723A (en) | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Seiko Epson Corp | Pulse measuring apparatus and its controlling method |
WO2012160856A1 (en) | 2011-05-20 | 2012-11-29 | 株式会社村田製作所 | Optical sensor device |
US20160157733A1 (en) | 2014-04-29 | 2016-06-09 | Huinno, Co., Ltd. | Blood glucose measurement method and apparatus using multiple body signals |
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