(57)【要約】【課題】生体の体動の影響を低減した検出信号を生成する。【解決手段】生体の酸素飽和度の算定に利用される検出信号を生成する検出装置であって、前記生体にピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光を照射する発光部と、前記生体の内部で反射した前記照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光を透過させる第１フィルターと、前記生体の内部で反射した前記照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光を透過させる第２フィルターと、前記第１フィルターを透過した光の受光レベルに応じた第１検出信号を生成する第１受光部と、前記第２フィルターを透過した光の受光レベルに応じた第２検出信号を生成する第２受光部とを具備する検出装置。【選択図】図３
2019047950.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の酸素飽和度の算定に利用される検出信号を生成する検出装置であって、
前記生体にピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光を照射する発光部と、
前記生体の内部で反射した前記照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光を透過させる第１フィルターと、
前記生体の内部で反射した前記照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光を透過させる第２フィルターと、
前記第１フィルターを透過した光の受光レベルに応じた第１検出信号を生成する第１受光部と、
前記第２フィルターを透過した光の受光レベルに応じた第２検出信号を生成する第２受光部と
を具備する検出装置。
【請求項２】
前記第１フィルターおよび前記第２フィルターの半値幅は、２７ｎｍ以下である
請求項１の検出装置。
【請求項３】
前記第１フィルターおよび前記第２フィルターの半値幅は、１３ｎｍ以下である
請求項２の検出装置。
【請求項４】
前記生体の上腕または手首に装着される
請求項１から請求項３の何れかの検出装置。
【請求項５】
請求項１から請求項４の何れかの検出装置と、
前記検出装置が生成した前記第１検出信号と前記第２検出信号とから酸素飽和度を算定する算定部と
を具備する生体情報測定装置。
【請求項６】
コンピューターが、
生体の内部で反射した、ピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第１検出信号と、前記生体の内部で反射した照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第２検出信号とから生体の酸素飽和度を算定する
生体情報測定方法。
【請求項７】
生体の内部で反射した、ピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第１検出信号と、前記生体の内部で反射した照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第２検出信号とから生体の酸素飽和度を算定する算定部
としてコンピューターを機能させるプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体情報を測定するための技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
酸素飽和度等の生体情報を測定する各種の測定技術が従来から提案されている。例えば特許文献１には、生体に赤外光を照射することで、酸素飽和度を算定する構成が開示されている。具体的には、発光部から出射されて生体を通過した赤外光を受光した受光部により得られる光強度信号から酸素飽和度が算定される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１６−００２１６７号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、酸素飽和度の算定に赤外光を利用すると、光強度信号が体動の影響を受けやすい。したがって、酸素飽和度が高精度に算定されないという問題がある。以上の事情を考慮して、本発明は、生体の体動の影響を低減した検出信号を生成することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
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検出装置は、生体の酸素飽和度の算定に利用される検出信号を生成する検出装置であって、生体にピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光を照射する発光部と、生体の内部で反射した照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光を透過させる第１フィルターと、生体の内部で反射した照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光を透過させる第２フィルターと、第１フィルターを透過した光の受光レベルに応じた第１検出信号を生成する第１受光部と、第２フィルターを透過した光の受光レベルに応じた第２検出信号を生成する第２受光部とを具備する。以上の態様によれば、生体にピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光が照射されるから、例えば近赤外光を生体に照射する構成と比較して、生体の体動の影響を低減した検出信号を生成することができる。ひいては、高精度に酸素飽和度を算定することが可能である。また、共通の発光部からの出射光から相異なる波長の光に応じた第１検出信号と第２検出信号とが生成されるから、相異なる波長の光をそれぞれ出射する発光部を個別に設ける構成と比較して、生体情報測定装置の小型化および省電力化が可能である。さらには、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光度の差が大きい５６０ｎｍと５７７ｎｍとを中心波長とした波長域の光がそれぞれ第１フィルターと第２フィルターとで透過されるから、血中の酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの状態の相違をより反映した第１検出信号と第２検出信号とを生成することができる。ひいては、高精度に酸素飽和度を算定することが可能である。
【０００６】
本発明の好適な態様において、第１フィルターおよび第２フィルターの透過率のピークの半値幅は、２７ｎｍ以下である。第１検出信号の高域成分および低域成分の信号成分比と第２検出信号の高域成分および低域成分の信号成分比との信号比に応じて酸素飽和度が算定できる。半値幅を２７ｎｍ以下とした構成では、半値幅が２７ｎｍより大きい構成と比較して、信号比が生体の酸素飽和度の変化に対して大きく変化する。したがって、検出信号にノイズが含まれていても酸素飽和度を高精度に算定することが可能である。
【０００７】
本発明の好適な態様において、半値幅は、１３ｎｍ以下である。半値幅を１３ｎｍ以下とした構成では、半値幅が１３ｎｍより大きい構成と比較して、信号比が生体の酸素飽和度の変化に対して大きく変化する。したがって、検出信号にノイズが含まれていても酸素飽和度を高精度に算定することができるという効果がより顕著である。
【０００８】
本発明の好適な態様において、前述の各検出装置は、生体の上腕または手首に装着される。したがって、検出装置を生体に装着しやすい。
【０００９】
本発明の好適な態様に係る生体情報測定方法は、コンピューターが、生体の内部で反射した、ピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第１検出信号と、生体の内部で反射した照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第２検出信号とから生体の酸素飽和度を算定する。
【００１０】
本発明の好適な態様に係るプログラムは、生体の内部で反射した、ピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光のうち、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第１検出信号と、生体の内部で反射した照射光のうち、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光の受光レベルに応じた第２検出信号とから生体の酸素飽和度を算定する算定部としてコンピューターを機能させる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本発明の第１実施形態に係る生体情報測定装置の側面図である。
【図２】生体情報測定装置の機能に着目した構成図である。
【図３】検出装置の平面図である。
【図４】図３の検出装置のIV-IV線の断面図である。
【図５】酸素化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光スペクトルを表すグラフである。
【図６】酸素化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンにおける５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下付近の吸光スペクトルと、各フィルターの透過特性との関係を示すグラフである。
【図７】第１検出信号と第２検出信号から算定された信号比と酸素飽和度との関係を、フィルターの半値幅を変化させた複数の場合について示すグラフである。
【図８】誤差指標とフィルターの半値幅との関係を示すグラフである。
【図９】第２実施形態に係る生体解析装置の使用例を示す模式図である。
【図１０】第２実施形態に係る生体解析装置の他の使用例を示す模式図である。
【図１１】変形例における生体解析装置の構成図である。
【図１２】変形例における生体解析装置の構成図である。
【図１３】変形例における生体解析装置の構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
＜第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態に係る生体情報測定装置１００の側面図である。第１実施形態の生体情報測定装置１００は、被験者の生体情報を非侵襲的に測定する生体計測機器であり、被験者の身体のうち測定対象となる部位（以下「測定部位」という）Ｍに装着される。第１実施形態の生体情報測定装置１００は、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。測定部位Ｍ（上腕または手首）に帯状のベルト１４を巻回することで被験者の手首に生体情報測定装置１００が装着される。第１実施形態の生体情報測定装置１００は、被験者の手首の表面に接触する。第１実施形態では酸素飽和度（ＳｐＯ２）を生体情報として例示する。酸素飽和度は、被験者の血液中のヘモグロビンのうち酸素と結合したヘモグロビン（酸素化ヘモグロビン）の割合（％）を意味する。
【００１３】
図２は、生体情報測定装置１００の機能に着目した構成図である。第１実施形態の生体情報測定装置１００は、検出装置３０と算定部４０と表示装置５０と記憶装置６０とを具備する。表示装置５０（例えば液晶表示パネル）は、筐体部１２の表面（例えば測定部位Ｍとは反対側の表面）に設置され、測定結果を含む各種の画像を表示する。算定部４０および記憶装置６０は、筐体部１２の内部に設置される。算定部４０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）またはＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の演算処理装置により実現される。記憶装置６０は、例えば不揮発性の半導体メモリーで構成され、算定部４０が使用する各種のデータ（例えば酸素飽和度を特定するためのテーブル）を記憶する。
【００１４】
検出装置３０は、測定部位Ｍの状態に応じた検出信号Ｚを生成する光学センサーモジュールであり、例えば筐体部１２のうち測定部位Ｍとの対向面に設置される。図３は、検出装置３０を測定部位Ｍ側から見た場合の平面図であり、図４は、図３の検出装置３０のIV-IV線の断面図である。検出装置３０は、筐体３１と発光部３３と第１受光ユニット３５と第２受光ユニット３７と保護部３９とを具備する。筐体３１には、発光部３３と第１受光ユニット３５と第２受光ユニット３７とのそれぞれに対応する３つの収容部Ｓが形成される。各収容部Ｓは、測定部位Ｍとの対向面に開口する有底孔である。発光部３３と第１受光ユニット３５と第２受光ユニット３７とがそれぞれ各収容部Ｓに収容される。筐体３１は、遮光性の材料で形成され、各収容部Ｓ間は遮光されている。
【００１５】
発光部３３は、光軸が収容部Ｓの開口側（つまり測定部位Ｍ側）を向くように設置される。第１受光ユニット３５は、第１フィルター３５１と第１受光部３５３とを具備する。第１受光部３５３は収容部Ｓの底面に設置され、第１フィルター３５１は収容部Ｓの開口を塞ぐように設置される。第２受光ユニット３７は、第２フィルター３７１と第２受光部３７３とを具備する。第２フィルター３７１と第２受光部３７３は、第１受光ユニット３５と同様に収容部Ｓに収容される。保護部３９（例えばガラス板）は、測定部位Ｍ側の表面を覆うように筐体３１に設置される。
【００１６】
発光部３３は、生体（測定部位Ｍ）に光を照射する。第１実施形態の発光部３３は、ピーク波長（複数のピークがある場合には強度が最大となるピークの波長）が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の範囲内にある照射光を生体に照射する。ピーク波長が５７０ｎｍ付近にある波長域の光を出射するＬＥＤ（light emitting diode）等の発光素子が発光部３３として好適に利用される。
【００１７】
発光部３３から測定部位Ｍに入射した光は、測定部位Ｍの内部を通過しながら拡散反射を繰返したうえで検出装置３０側に出射する。具体的には、測定部位Ｍの内部に存在する血管と血管内の血液とを通過した光が測定部位Ｍから検出装置３０側に出射する。すなわち、検出装置３０は、発光部３３と受光ユニット（３５，３７）とが測定部位Ｍに対して一方側に位置する反射型の光学センサーである。ただし、発光部３３と受光ユニットとが測定部位Ｍ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。
【００１８】
各受光ユニット（第１受光ユニット３５，第２受光ユニット３７）は、測定部位Ｍの内部で反射した光の受光レベルに応じた検出信号Ｚを生成する。すなわち、検出信号Ｚは測定部位Ｍの状態を表わす。測定部位Ｍからの出射光は、各受光ユニットのフィルター（第１フィルター３５１，第２フィルター３７１）に入射する。各フィルターは、測定部位Ｍの内部で反射した照射光のうち、所定の通過帯域（波長域）内の成分を選択的に透過させて、他の成分を遮光する光学フィルターである。例えば、屈折率が異なる複数の透過膜を積層した構造のバンドパスフィルターが第１フィルター３５１および第２フィルター３７１として好適である。各フィルターの透過特性の詳細については後述する。なお、所定の周波数（カットオフ周波数）を下回る光を透過させるローパスフィルターと、所定の周波数を上回る光を透過させるハイパスフィルターとで各フィルター（３５１，３７１）を構成してもよい。
【００１９】
各受光ユニットの受光部（第１受光部３５３，第２受光部３７３）は、フィルターを透過した光を受光する。具体的には、受光部は、フィルターを透過した光の受光レベルに応じた検出信号Ｚ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）等の受光素子が受光部として利用される。例えば５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の波長域に高い感度を示すシリコン（Ｓｉ）フォトダイオードが受光部として好適に利用される。なお、検出装置３０は、例えば、駆動電流の供給により発光部３３を駆動する駆動回路と、受光部の出力信号を増幅およびＡ/Ｄ変換する出力回路（例えば増幅回路とＡ/Ｄ変換器）を包含するが、図３および図４では各回路の図示を省略した。なお、発光部３３が発光と消灯とを時分割に交互に繰返すことで、外光の影響を低減した検出信号Ｚを生成してもよい。具体的には、発光部３３からの出射光の受光レベルに応じた信号から、発光部３３が消灯している際の光（つまり外光）の受光レベルに応じた信号の差分を検出信号Ｚとする。
【００２０】
以下、第１受光ユニット３５の第１フィルター３５１および第２受光ユニット３７の第２フィルター３７１の透過特性を説明する。ここで、酸素飽和度は、生体の内部で反射した相違なる２つの波長の光を受光することで測定することが可能である。以下、２つの波長のうち１つの波長を「第１波長λ1」といい、他方の波長を「第２波長λ2」という。図５は、酸素化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光スペクトルを表すグラフであり、図６は、酸素化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光スペクトルと、各フィルターの透過特性との関係を示すグラフである。図６には、照射光のピーク波長である５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下付近の吸光スペクトルが示されている。第１波長λ1と第２波長λ2とは、血中の酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの状態（具体的には濃度）の相違が反映されるように設定される。具体的には、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光度の差が大きい波長に第１波長λ1と第２波長λ2とが設定される。図６から把握される通り、第１波長λ1は、例えば５６０ｎｍであり、第２波長λ2は、例えば５７７ｎｍである。そこで、第１実施形態では、中心波長が５６０ｎｍである波長域の光を第１フィルター３５１が透過させ、中心波長が５７７ｎｍである波長域の光を第２フィルター３７１が透過させる。
【００２１】
第１受光ユニット３５の第１受光部３５３は、第１フィルター３５１を透過した光（つまり中心波長が５６０ｎｍである波長域の光）の受光レベルに応じた第１検出信号Ｚ1を生成する。他方、第２受光ユニット３７の第２受光部３７３は、第２フィルター３７１を透過した光（つまり中心波長が５７７ｎｍである波長域の光）の受光レベルに応じた第２検出信号Ｚ2を生成する。
【００２２】
図２の算定部４０は、検出装置３０が生成した第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2とから酸素飽和度を算定する。算定部４０による酸素飽和度の算定には公知の技術が任意に採用され得る。例えば、検出信号（Ｚ1，Ｚ2）から算定される信号比Φと酸素飽和度との相関を利用して酸素飽和度を特定することが可能である。信号比Φは、以下の数式(1)で表現される通り、信号成分比Ｘ1に対する信号成分比Ｘ2の比率である。信号成分比Ｘ1は、第１検出信号Ｚ1の高周波成分の成分値Ｑ1(AC)と低周波成分の成分値Ｑ1(DC)との強度比である。信号成分比Ｘ2は、第２検出信号Ｚ2の高周波成分の成分値Ｑ2(AC)と低周波成分の成分値Ｑ2(DC)との強度比である。数式(1)の信号比Φと酸素飽和度とは相互に相関する。
【数１】
2019047950.tif 000003
【００２３】
算定部４０は、第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2との解析により、数式(1)から信号比Φを算定する。そして、算定部４０は、信号比Φの各数値と酸素飽和度の各数値とを相互に対応させたテーブルを参照して、算定した信号比Φに対応する数値を被験者の酸素飽和度（測定値）として特定する。表示部は、算定部４０が算定した酸素飽和度を表示する。
【００２４】
ここで、第１実施形態では信号比Φに応じて酸素飽和度を算定しているため、酸素飽和度を高精度に算定するためには、酸素飽和度の変化量に対して信号比Φの変化量が大きいことが望ましい。ここで、信号比Φは、前述のように第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2とから算定されるが、第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2とにノイズが含まれていても、酸素飽和度の変化量に対して信号比Φの変化量が大きい場合は、酸素飽和度を高精度に算定できる。図７は、第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2から算定された信号比Φと酸素飽和度との関係を、フィルターの半値幅Δλを変化させた複数の場合について示すグラフである。ここで、フィルターの半値幅Δλとは、フィルターの透過特性における１個のピークに着目した場合に、透過率が最大透過率の半分になる箇所での当該ピークの波長の幅である。図７から把握される通り、酸素飽和度の変化量に対する信号比Φの変化量は、フィルターの半値幅Δλに応じて変動する。具体的には、フィルターの半値幅Δλが小さいほど酸素飽和度の変化量に対して信号比Φの変化量が大きく、フィルターの半値幅Δλが大きいほど酸素飽和度の変化量に対して信号比Φの変化量が小さい。以上の説明から理解される通り、フィルターの半値幅Δλが小さいほど、検出信号Ｚにノイズが含まれていても酸素飽和度を高精度に算定できる。
【００２５】
JIS T 80601-2-61およびISO 80601-2-61においては、酸素飽和度の測定値の２／３以上が基準値（例えば平均値）に対して±４％以内の範囲に収まる必要がある。そこで、酸素飽和度の誤差を±４％以内に収めるための条件について以下に検討する。
【００２６】
図８には、酸素飽和度が１００％の付近で４％だけ変化した場合における信号比Φの変化量（以下「誤差指標」という）Ｅと、フィルターの半値幅Δλ（横軸）との関係が図示されている。図８から理解される通り、誤差指標Ｅはフィルターの半値幅Δλに依存する。具体的には、フィルターの半値幅Δλが大きいほど誤差指標Ｅは小さくなる。誤差指標Ｅが小さいほど、信号比Φの変化に対する酸素飽和度の変化量（誤差）は大きい。図８から理解される通り、誤差指標Ｅが０．０１であるということは、信号比Φが０．０１だけ変化した場合に、酸素飽和度の誤差がちょうど４％になることを意味する。したがって、誤差指標Ｅが０．０１を下回る構成のもとで信号比Φが０．０１だけ変化すると、酸素飽和度の誤差は４％を上回る。逆に誤差指標Ｅが０．０１を上回る構成のもとで信号比Φが０．０１だけ変化しても、酸素飽和度の誤差は４％を下回る。以上の傾向を考慮すると、酸素飽和度の誤差を低減する観点からは、誤差指標Ｅの数値が大きい方が望ましい。
【００２７】
本願発明者による試験によれば、信号比Φの標準偏差σは０．０１程度である。したがって、誤差指標Ｅが０．０１であれば、酸素飽和度の測定値の２／３程度について、誤差が±４％の範囲内に収まる。すなわち、酸素飽和度の誤差を前述の規格の範囲内に低減することが可能である。以上の知見を考慮して、第１施形態では、誤差指標Ｅが０．０１以上となるようにフィルターの半値幅Δλを設定する。
【００２８】
図８を参照すると、誤差指標Ｅが０．０１以上となるときのフィルターの半値幅Δλは２７ｎｍ以下である。以上の知見から、第１実施形態では、フィルターの半値幅Δλを２７ｎｍ以下に設定する。酸素飽和度の誤差を抑制する観点からは、さらに、誤差指標Ｅが０．０２以上となるようにフィルターの半値幅Δλを設定することが望ましい。図８を参照すると、誤差指標Ｅが０．０２以上となるときのフィルターの半値幅Δλは１３ｎｍ以下であるから、さらに好適な態様では、フィルターの半値幅Δλは１３ｎｍ以下に設定される。以上の説明から理解される通り、第１実施形態では、フィルターの半値幅Δλが２７ｎｍ以下（さらに好適には１３ｎｍ以下）に設定されるから、酸素飽和度の誤差を抑制することが可能である。
【００２９】
第１実施形態では生体（測定部位Ｍ）にピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光が照射される。ここで、赤外光や近赤外光は、ピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光と比較して生体透過性が高く、生体の深い位置まで入射することが知られている。したがって、生体に赤外光や近赤外光を照射する構成（以下「対比例」という）では、生体の体動の影響を受けやすいという問題がある。生体にピーク波長が５００ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の照射光を照射する第１実施形態によれば、対比例と比較して、生体の体動の影響を低減した（つまりノイズが少ない）検出信号Ｚを生成することができる。ひいては、高精度に酸素飽和度を算定することが可能である。
【００３０】
第１実施形態では、共通の発光部３３の出射光から相異なる波長（第１波長λ1，第２波長λ2）の光に応じた第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2とが生成されるから、第１波長λ1の光を出射する発光部と第２波長λ2の光を出射する発光部とを個別に設ける構成と比較して、生体情報測定装置１００の小型化および省電力化が可能である。また、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光度の差が大きい５６０ｎｍと５７７ｎｍとをそれぞれ第１波長λ1と第２波長λ2とすることで、血中の酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの状態の相違をより反映した第１検出信号Ｚ1と第２検出信号Ｚ2とを生成することができる。ひいては、高精度に酸素飽和度を算定することが可能である。
【００３１】
第１実施形態では特に、各フィルターの半値幅が２７ｎｍ以下（さらに好適には１３ｎｍ以下）に設定されるから、各フィルターの半値幅が２７ｎｍより大きい構成と比較して、信号比Φが生体の酸素飽和度の変化に対して大きく変化する。したがって、検出信号Ｚにノイズが含まれていても酸素飽和度を高精度に算定することが可能である。
【００３２】
＜第２実施形態＞
図９は、第２実施形態における生体情報測定装置１００の使用例を示す模式図である。図９に例示される通り、生体情報測定装置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、前述の形態で例示した検出装置３０を具備する。図１０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１０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。
【００３３】
表示ユニット７２は、前述の形態で例示した表示装置５０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、生体情報測定装置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。
【００３４】
前述の形態で例示した算定部４０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が生成した第１検出信号Ｚ1および第２検出信号Ｚ2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の算定部４０は、第１検出信号Ｚ1および第２検出信号Ｚ2から酸素飽和度を算定して表示装置５０に表示する。
【００３５】
なお、算定部４０を検出ユニット７１に搭載してもよい。算定部４０は、検出装置３０が生成した第１検出信号Ｚ1および第２検出信号Ｚ2から酸素飽和度を算定し、当該酸素飽和度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５０は、検出ユニット７１から受信したデータが示す酸素飽和度を表示する。
【００３６】
＜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。
【００３７】
（１）前述の各形態では、算定部４０は酸素飽和度を算定したが、算定部４０が算定する指標は酸素飽和度に限定されない。例えば、算定部４０は、算定した酸素飽和度から酸素飽和度の状態を示す指標（例えば、異常／高目／通常、など）を特定してもよい。
【００３８】
（２）前述の各形態では、第１波長λ1を５６０ｎｍとし、第２波長λ2を５７７ｎｍとしたが、第１波長λ1および第２波長λ2は以上の例示に限定されない。血中の酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの状態の相違を反映した検出信号Ｚを生成できれば、第１波長λ1と第２波長λ2とは任意である。
【００３９】
（３）前述の各形態では、単体の機器として構成された生体情報測定装置１００を例示したが、以下の例示の通り、生体情報測定装置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。
【００４０】
前述の各形態では、検出装置３０を具備する生体情報測定装置１００を例示したが、図１１に例示される通り、検出装置３０を生体情報測定装置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Ｍに装着される可搬型の光学センサーモジュールである。生体情報測定装置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情報測定装置１００を実現してもよい。検出装置３０が生成した検出信号Ｚ（Ｚ1，Ｚ2）が有線または無線で生体情報測定装置１００に送信される。生体情報測定装置１００の算定部４０は、検出信号Ｚから酸素飽和度を算定して表示装置５０に表示する。以上の説明から理解される通り、検出装置３０は生体情報測定装置１００から省略され得る。
【００４１】
前述の各形態では、表示装置５０を具備する生体情報測定装置１００を例示したが、図１２に例示される通り、表示装置５０を生体情報測定装置１００とは別体とした構成も想定される。生体情報測定装置１００の算定部４０は、検出信号Ｚから酸素飽和度を算定し、当該酸素飽和度を表示するためのデータを表示装置５０に送信する。表示装置５０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。生体情報測定装置１００の算定部４０が算定した酸素飽和度は、有線または無線により表示装置５０に送信される。表示装置５０は、生体情報測定装置１００から受信した酸素飽和度を表示する。以上の説明から理解される通り、表示装置５０は生体情報測定装置１００から省略され得る。
【００４２】
図１３に例示される通り、検出装置３０および表示装置５０を生体情報測定装置１００（算定部４０）とは別体とした構成も想定される。例えば、生体情報測定装置１００（算定部４０）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。
【００４３】
なお、検出装置３０と生体情報測定装置１００とを別体とした構成において、算定部４０を検出装置３０に搭載することも可能である。算定部４０が算定した酸素飽和度が有線または無線により検出装置３０から生体情報測定装置１００に送信される。以上の説明から理解される通り、算定部４０は生体情報測定装置１００から省略され得る。
【００４４】
（４）第１実施形態では、筐体部１２とベルト１４とを具備する腕時計型の生体情報測定装置１００を例示したが、生体情報測定装置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、任意の形態の生体情報測定装置１００が採用され得る。
【００４５】
（５）前述の各形態では、被験者の酸素飽和度を表示装置５０に表示したが、酸素飽和度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、酸素飽和度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情報測定装置１００においては、酸素飽和度を音声で報知する構成が特に好適である。また、酸素飽和度を被験者に報知することは必須ではない。例えば、生体情報測定装置１００が算定した酸素飽和度を通信網から他の通信装置に送信してもよい。また、生体情報測定装置１００の記憶装置６０や生体情報測定装置１００に着脱可能な可搬型の記録媒体に酸素飽和度を格納してもよい。
【００４６】
（６）前述の各形態に係る生体情報測定装置１００は、前述の例示の通り、ＣＰＵ等のコンピューター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。
【符号の説明】
【００４７】
１００…生体情報測定装置、１２…筐体部、１４…ベルト、３０…検出装置、４０…算定部、５０…表示装置、６０…記憶装置、３１…筐体、３３…発光部、３５…第１受光ユニット、３５１…第１フィルター、３５３…第１受光部、３７…第２受光ユニット、３７１…第２フィルター、３７３…第２受光部、３９…保護部、７１…検出ユニット、７２…表示ユニット。
【図１】
2019047950.tif 000004
【図２】
2019047950.tif 000005
【図３】
2019047950.tif 000006
【図４】
2019047950.tif 000007
【図５】
2019047950.tif 000008
【図６】
2019047950.tif 000009
【図７】
2019047950.tif 000010
【図８】
2019047950.tif 000011
【図９】
2019047950.tif 000012
【図１０】
2019047950.tif 000013
【図１１】
2019047950.tif 000014
【図１２】
2019047950.tif 000015
【図１３】
2019047950.tif 000016