(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
コヒーレント光を照射する第１の発光素子及び前記第１の発光素子とは異なる波長の光で、かつ、コヒーレント光ではない光を照射する第２の発光素子と、
前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子から照射される各々の光を受光し、前記各々の光の受光量に対応した受光信号を出力する受光素子と、
前記受光信号を、前記第１の発光素子から照射される光の受光量に対応した第１の受光信号と、前記第２の発光素子から照射される光の受光量に対応した第２の受光信号と、に分離する分離手段と、
前記第１の受光信号のノイズ成分を除去するフィルタと、
前記フィルタによってノイズ成分が除去される前の前記第１の受光信号と、前記フィルタによってノイズ成分が除去された前記第１の受光信号と、前記フィルタによってノイズ成分が除去されていない前記第２の受光信号と、を用いて複数の生体情報を測定する測定手段と、
を備えた生体情報測定装置。
【請求項２】
前記測定手段は、前記フィルタによってノイズ成分が除去される前の前記第１の受光信号の周波数スペクトルと、前記フィルタによってノイズ成分が除去された前記第１の受光信号の変化に対する、前記フィルタによってノイズ成分が除去されていない前記第２の受光信号の変化の割合と、を用いて前記複数の生体情報を測定する
請求項１記載の生体情報測定装置。
【請求項３】
前記測定手段は、前記複数の生体情報として、血流量又は血流速度と、血中の酸素飽和度と、を含む生体情報を測定し、前記血中の酸素飽和度を測定する場合に、前記フィルタによってノイズ成分が除去された前記第１の受光信号の変化に対する、前記フィルタによってノイズ成分が除去されていない前記第２の受光信号の変化の割合を用いる
請求項１又は請求項２記載の生体情報測定装置。
【請求項４】
前記測定手段は、前記複数の生体情報として、血流量又は血流速度と、血中の酸素飽和度と、を含む生体情報を測定し、前記血流量又は血流速度を測定する場合に、前記フィルタによってノイズ成分が除去される前の前記第１の受光信号の周波数スペクトルを用いる
請求項１又は請求項２記載の生体情報測定装置。
【請求項５】
前記フィルタがローパスフィルタである
請求項１〜請求項４の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
特許文献１には、基板と、前記基板上に配置されており、波長の相異なる複数の光を、被検体に対し少なくとも部分的に相互に重なるように照射する照射部と、前記基板上に配置されており、前記照射された複数の光に起因する前記被検体からの光を、前記波長別に検出する受光部とを備えることを特徴とする自発光型センサ装置が開示されている。
【０００３】
特許文献２には、第１の波長の光を発生する第１の発光素子と、第２の波長の光を発生する第２の発光素子と、前記第１および第２の発光素子をそれぞれ異なる時期に発光させる駆動回路と、前記第１および第２の発光素子の光が照射される位置に生体組織を配置されたときに前記第１の発光素子からの光であって前記生体組織を透過または散乱した光を受光するように配置された第１の受光素子と、前記第１および第２の発光素子からの光であって前記生体組織を透過または散乱した光を受光するように前記第１の受光素子から所定距離離れた位置に配置された第２の受光素子と、前記第１および第２の発光素子からの光による前記第２の受光素子の出力に基づいて前記生体組織の血液中の酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段と、前記第１の発光素子からの光による前記第１および第２の受光素子の出力の相互相関関数に基づいて前記生体組織の血液の流速を計算する血流計算手段とを具備する酸素飽和度および血流測定装置が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特許第４４７５６０１号公報
【特許文献２】特開平７−２６５２８４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
血中の酸素飽和度及び血流情報といった複数の生体情報を測定する場合、異なる波長の光を照射する複数の発光素子を生体に向けて交互に発光させ、生体を透過又は反射した光の受光量の変化から生体情報を測定する手法が用いられることがある。
【０００６】
この場合に、発光素子として、例えばレーザ光のようなコヒーレント光を照射する発光素子を用いた場合、ドップラーシフトによって、例えば血管内の血球細胞のように移動する生体組織で反射した光の周波数と、皮膚のように移動しない静止した生体組織で反射した光の周波数と、が異なる状況が発生する。そして、異なる周波数を有する光が干渉し合うことで、生体で反射した光に高周波成分が含まれる。そして、反射した光に含まれる高周波成分は、例えば血流量の測定に用いられる。
【０００７】
しかしながら、反射した光に含まれる高周波成分は、必ずしも他の生体情報を測定する場合に必要な情報ではなく、場合によってはノイズ成分として生体情報の測定精度を低下させる要因の一つになることがある。そのため、高周波成分を必要としない生体情報を測定する場合、複数の装置を用いて必要な生体情報を取得していた。
【０００８】
本発明は、受光素子からの受光信号にノイズ成分が含まれる場合であっても、１台の装置によって複数の生体情報を精度よく測定することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記目的を達成するために、請求項１記載の生体情報測定装置は、コヒーレント光を照射する第１の発光素子及び前記第１の発光素子とは異なる波長の光で、かつ、コヒーレント光ではない光を照射する第２の発光素子と、前記第１の発光素子及び前記第２の発光素子から照射される各々の光を受光し、前記各々の光の受光量に対応した受光信号を出力する受光素子と、前記受光信号を、前記第１の発光素子から照射される光の受光量に対応した第１の受光信号と、前記第２の発光素子から照射される光の受光量に対応した第２の受光信号と、に分離する分離手段と、前記第１の受光信号のノイズ成分を除去するフィルタと、前記フィルタによってノイズ成分が除去される前の前記第１の受光信号と、前記フィルタによってノイズ成分が除去された前記第１の受光信号と、前記フィルタによってノイズ成分が除去されていない前記第２の受光信号と、を用いて複数の生体情報を測定する測定手段と、を備える。
【００１０】
請求項２記載の発明は、前記測定手段は、前記フィルタによってノイズ成分が除去される前の前記第１の受光信号の周波数スペクトルと、前記フィルタによってノイズ成分が除去された前記第１の受光信号の変化に対する、前記フィルタによってノイズ成分が除去されていない前記第２の受光信号の変化の割合と、を用いて前記複数の生体情報を測定する。
【００１１】
請求項３記載の発明は、前記測定手段は、前記複数の生体情報として、血流量又は血流速度と、血中の酸素飽和度と、を含む生体情報を測定し、前記血中の酸素飽和度を測定する場合に、前記フィルタによってノイズ成分が除去された前記第１の受光信号の変化に対する、前記フィルタによってノイズ成分が除去されていない前記第２の受光信号の変化の割合を用いる。
【００１２】
請求項４記載の発明は、前記測定手段は、前記複数の生体情報として、血流量又は血流速度と、血中の酸素飽和度と、を含む生体情報を測定し、前記血流量又は血流速度を測定する場合に、前記フィルタによってノイズ成分が除去される前の前記第１の受光信号の周波数スペクトルを用いる。
【００１３】
請求項５記載の発明は、前記フィルタがローパスフィルタである。
【発明の効果】
【００１４】
請求項１、及び請求項２記載の発明によれば、受光素子からの受光信号にノイズ成分が含まれる場合であっても、１台の装置によって複数の生体情報を精度よく測定することができる。
【００１５】
請求項３記載の発明によれば、ノイズ成分が含まれる受光信号を用いる場合と比較して、血中の酸素飽和度の測定精度を向上させることができる。
【００１６】
請求項４記載の発明によれば、ノイズ成分が含まれる受光信号を用いる場合と比較して、血流量又は血流速度の測定精度を向上させることができる。
【００１７】
請求項５記載の発明によれば、より低い周波数成分を除去するハイパスフィルタを用いる場合と比較して、血中の酸素飽和度の測定精度を向上させることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。
【図２】生体からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。
【図３】血管にレーザ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。
【図４】血管にレーザ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。
【図５】受光量の変化に対するスペクトル分布の一例を示すグラフである。
【図６】血流量の変化の一例を示すグラフである。
【図７】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。
【図８】生体情報測定装置の構成例を示す図である。
【図９】発光素子及び受光素子の配置例を示す図である。
【図１０】発光素子及び受光素子の配置例を示す図である。
【図１１】ＩＲ光を照射する発光素子及び赤色光を照射する発光素子の発光タイミング及び受光素子による受光タイミングの一例を示すタイミングチャートである。
【図１２】ＬＰＦのカットオフ周波数の変化に伴う出力波形の一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
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、作用又は機能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。
【００２０】
まず、図１を参照して、生体情報のうち、特に血液に関する生体情報の一例である血流情報及び血中の酸素飽和度の測定方法について説明する。
【００２１】
図１に示すように、血流情報及び血中の酸素飽和度は、患者の体(生体８)に向けて発光素子１から光を照射し、受光素子３で受光した、患者の体内に張り巡らされている動脈４、静脈５、及び毛細血管６等で反射又は透過した光の強さ、すなわち反射光又は透過光の受光量を用いて測定される。
【００２２】
（血流情報の測定）
図２は、受光素子３で受光した反射光の受光量を示すグラフ８０の一例である。なお、図２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の受光量を表している。
【００２３】
図２に示すように、受光素子３の受光量は時間の経過に伴って変化するが、これは血管を含む生体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。
【００２４】
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６等の血管内を移動するため、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での受光量に影響を与えることがある。
【００２５】
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。
【００２６】
図３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を発光素子１から血管の一例である毛細血管６を含む領域に照射した場合、毛細血管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、毛細血管６等の血管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の受光量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。
【００２７】
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。
【００２８】
図４に示すように、レーザ光のようなコヒーレント光４０を、発光素子１から血管中を矢印４４の方向に移動する赤血球等の血球細胞７に照射した場合、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。
【００２９】
既に説明したように、血球細胞７は血管中を移動するため、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の受光量が時間の経過に伴って変化する。
【００３０】
次に、血流情報の求め方の一例について説明する。図２に示す時間経過に伴う受光素子３の受光量が得られた場合、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、例えば高速フーリエ変換(Fast Fourier Transform:FFT)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５に、単位時間Ｔ0における周波数ω毎のスペクトル分布を示すグラフ８２の一例を示す。なお、図５のグラフ８２の横軸は周波数ωを表し、縦軸はスペクトル強度を表す。
【００３１】
ここで、血液量はグラフ８２の横軸と縦軸とで囲まれた斜線領域８４で表されるパワースペクトルの面積を全光量で規格化した値に比例する。また、血流速度はグラフ８２で表されるパワースペクトルの周波数平均値に比例するため、周波数ωと周波数ωにおけるパワースペクトルの積を周波数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。
【００３２】
なお、血流量は血液量と血流速度の積で表わされるため、上記血液量と血流速度の算出式より求める事が可能である。血流量、血流速度、血液量は血流情報の一例であり、血流情報はこれに限定されない。
【００３３】
図６は、算出した単位時間Ｔ0あたりの血流量の変化を示すグラフ８６の一例である。なお、図６のグラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。
【００３４】
図６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つの種類に分類される。例えば図６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は大きい。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。
【００３５】
（酸素飽和度の測定）
次に、血中の酸素飽和度の測定について説明する。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。
【００３６】
図７は、例えば生体８に吸収される光量の変化を示す概念図である。図７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。
【００３７】
更に、生体８における吸光の変動に関する内訳について見てみると、主に動脈４によって吸光量が変動し、静脈５及び静止組織を含むその他の組織では、動脈４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４が動脈４の断面方向に沿って経時的に伸縮し、動脈４の厚みが変化するためである。なお、図７において、矢印９４で示される範囲が、動脈４の厚みの変化に対応した吸光量の変動量を示す。
【００３８】
図７において、時刻ｔaにおける受光量をＩa、時刻ｔbにおける受光量をＩbとすれば、動脈４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。
【００３９】
（数１）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉb／Ｉa)・・・（１）
【００４０】
一方、動脈４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、特に約８８０ｎｍ近辺の波長を有する赤外線(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、特に約６６５ｎｍ近辺の波長を有する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。
【００４１】
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。
【００４２】
（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡRed／ΔＡIR)・・・（２）
【００４３】
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複数の発光素子１、具体的には、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを一部の発光期間が重複しても良いが、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、各々の発光素子１による反射光又は透過光を受光素子３で受光して、各受光時点における受光量から（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。
【００４４】
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。
【００４５】
（数３）
ΔＡ＝ｌｎＩb−ｌｎＩa・・・（３）
【００４６】
また、（１）式は（４）式のように変形することができる。
【００４７】
（数４）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉb／Ｉa)＝ｌｎ(１＋(Ｉb-Ｉa)／Ｉa)  ・・・（４）
【００４８】
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。
【００４９】
（数５）
ΔＡ≒(Ｉb-Ｉa)／Ｉa  ・・・（５）
【００５０】
なお、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを区別して説明する必要がある場合、以降では、ＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ１」といい、赤色光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ２」というようにする。また、一例として、発光素子ＬＤ１を血流量の算出で使用する発光素子１とし、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を、血中の酸素飽和度の算出で利用する発光素子１とする。
【００５１】
また、血中の酸素飽和度を測定する場合、受光量の測定周波数は約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分であることが知られているため、発光素子ＬＤ２の１秒あたりの点滅回数を表す発光周波数も約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分である。したがって、発光素子ＬＤ２における消費電力等の観点からは、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数より低くすることが好ましいが、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数に合わせ、発光素子ＬＤ１と発光素子ＬＤ２を交互に発光させるようにしてもよい。
【００５２】
既に説明したように、血流量は、ビート信号等の影響による受光素子３の受光量の変化を利用して測定される一方、血中の酸素飽和度の測定においては、ビート信号等の影響によって生じる受光素子３の受光量の変化は、ノイズ成分として作用する。
【００５３】
したがって、以降では、受光素子３からの受光信号に、ビート信号のような周波数の変動成分が含まれる場合であっても、複数の生体情報を精度よく測定する生体情報測定装置について説明する。
【００５４】
図８は、本実施の形態に係る生体情報測定装置１０の構成例を示す図である。
【００５５】
図８に示すように、生体情報測定装置１０は、制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ(Analog/Digital)変換回路１８、測定部２０、信号分離回路２２、ローパスフィルタ（Low Pass Filter:LPF）２４、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３を備える。
【００５６】
制御部１２は、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に駆動電力を供給する電力供給回路を含む駆動回路１４に、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の発光周期及び発光期間を制御する制御信号を出力する。
【００５７】
駆動回路１４は、制御部１２からの制御信号を受け付けると、制御信号で指示された発光周期及び発光期間に従って、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に駆動電力を供給し、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を駆動する。
【００５８】
ここで、図９に、生体情報測定装置１０における発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置例を示す。図９に示すように、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３は、生体８の一方の面に向かって並べて配置される。この場合、受光素子３は、生体８で反射された発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の光を受光する。
【００５９】
しかし、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置は、図９の配置例に限定されない。例えば、図１０に示すように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２と、受光素子３とを、生体８を挟んで対向する位置に配置するようにしてもよい。この場合、受光素子３は、生体８を透過した発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の光を受光する。
【００６０】
なお、ここでは一例として、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２は、共に面発光レーザ素子であるものとして説明するが、これに限らず、端面発光レーザ素子であってもよい。
【００６１】
測定部２０において血流量を測定する場合、ビート信号による受光量のスペクトル分布を利用するため、発光素子ＬＤ１には他の光に比べてビート信号が発生しやすいレーザ素子を用いることが好ましい。
【００６２】
しかし、発光素子ＬＤ２から照射される光はレーザ光でなくても、発光素子ＬＤ２の吸光量の変化量ΔＡRedは算出されるため、発光素子ＬＤ２には、発光ダイオード(Light-Emitting Diode:LED)又は有機発光ダイオード(Organic Light-Emitting Diode:OLED)を用いてもよい。
【００６３】
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流を電圧に変換した上で、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。換言すれば、増幅回路１６は、受光素子３から出力される受光信号を増幅する。なお、ここでは一例として、受光素子３は、受光した光の強さに応じた電流を受光信号として出力する素子として説明するが、受光素子３は、受光した光の強さに応じた電圧を受光信号として出力してもよい。
【００６４】
Ａ／Ｄ変換回路１８は、増幅回路１６で増幅した受光信号を入力として、当該受光信号で表される受光素子３の受光量を数値化した受光信号を出力する。
【００６５】
信号分離回路２２は、数値化された受光素子３の受光信号をＡ／Ｄ変換回路１８から受け付けると、受け付けた受光信号を、発光素子ＬＤ１による受光量のデータ列として表される、発光素子ＬＤ１による受光信号４６と、発光素子ＬＤ２による受光量のデータ列として表される、発光素子ＬＤ２による受光信号４８と、に分離する。なお、Ａ／Ｄ変換回路１８から受け付けた受光信号の受光量が受光信号４６と受光信号４８の何れの受光信号に含まれるかは、例えば発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の発光周期及び発光期間から判別することができる。
【００６６】
信号分離回路２２は、発光素子ＬＤ１による受光信号４６を測定部２０に出力する一方、発光素子ＬＤ１による受光信号４６及び発光素子ＬＤ２による受光信号４８をＬＰＦ２４に出力する。
【００６７】
ＬＰＦ２４は、発光素子ＬＤ１による受光信号４６の変化に含まれる周波数成分と、発光素子ＬＤ２による受光信号４８の変化に含まれる周波数成分と、に対して、予め定めたカットオフ周波数ｆｃ以上の周波数成分を減衰させた上で測定部２０に出力する。なお、ここではカットオフ周波数ｆｃより高い周波数成分を「高周波成分」ということにする。カットオフ周波数ｆｃの具体的な設定値については後ほど説明するが、約１０Ｈｚ以下の周波数に設定することが好ましい。
【００６８】
測定部２０は、血流量測定部２０Ａと、酸素飽和度測定部２０Ｂと、を含み、信号分離回路２２から出力された発光素子ＬＤ１による受光信号４６が、血流量測定部２０Ａに入力される。また、ＬＰＦ２４から出力された発光素子ＬＤ１による受光信号４６及び発光素子ＬＤ２による受光信号４８が、酸素飽和度測定部２０Ｂに入力される。
【００６９】
血流量測定部２０Ａは、発光素子ＬＤ１による受光信号４６を受け付けると、受光信号４６に対してFFT処理を行って周波数ω毎のスペクトル分布を算出し、周波数ωと当該周波数ωにおけるスペクトル強度の積を周波数ωについて積分することで、血流量を測定する。
【００７０】
また、酸素飽和度測定部２０Ｂは、ＬＰＦ２４によって高周波成分が各々除去された、発光素子ＬＤ１による受光信号４６及び発光素子ＬＤ２による受光信号４８を受け付けると、発光素子ＬＤ１の吸光量の変化量ΔＡIR、及び発光素子ＬＤ２の吸光量の変化量ΔＡRedを（１）式に従って算出し、吸光量の変化量ΔＡIRに対する吸光量の変化量ΔＡRedの割合を（２）式に従って算出することで、酸素飽和度を測定する。なお、酸素飽和度測定部２０Ｂは、（１）式及び（２）式を変形して得られる公知の式を算出することで、血中の酸素飽和度を測定するようにしてもよい。
【００７１】
既に説明したように、発光素子ＬＤ１の受光信号４６に含まれるビート信号の差周波Δω0は、約数十ｋＨｚを上限とした範囲に含まれるため、ＬＰＦ２４によって、ビート信号によるノイズ成分が除去される。また、発光素子ＬＤ２の受光信号４８についても、ＬＰＦ２４によって、受光信号４８に含まれるビート信号によるノイズ成分が除去される。したがって、酸素飽和度測定部２０Ｂは、ビート信号によるノイズ成分が除去された受光信号４６及び受光信号４８を用いて、血中の酸素飽和度を測定することができる。
【００７２】
なお、発光素子ＬＤ２にLED又はOLEDを用いた場合、発光素子ＬＤ２が照射する光はコヒーレント光とはならないため、発光素子ＬＤ２による受光信号４８にビート信号は含まれにくくなる。したがって、この場合には、信号分離回路２２は、受光信号４８をＬＰＦ２４に出力せずに、酸素飽和度測定部２０Ｂに直接出力してもよい。
【００７３】
また、血流量算出部２０Ａにおいても、ビート信号の差周波Δω0より高い周波数成分は、血流量の測定の際にノイズ成分として作用してしまう場合がある。したがって、信号分離回路２２と血流量測定部２０Ａとの間に、ＬＰＦ２４とは異なる、カットオフ周波数ｆｃが数十ｋＨｚ程度の別のＬＰＦを設けるようにしてもよい。
【００７４】
また、周波数成分が直流に近づくにつれて、血流量の測定精度との相関が低くなる傾向が見られることから、前記別のＬＰＦの代わりに、数Ｈｚから数十ｋＨｚ程度の周波数成分を通過させるバンドパスフィルタを信号分離回路２２と血流量測定部２０Ａとの間に設け、受光信号４６から数Ｈｚ未満の直流成分と、数十ｋＨｚより高い周波数成分を除去するようにしてもよい。
【００７５】
この場合、前記別のＬＰＦ又はバンドパスフィルタを設けない場合に比べて、生体情報測定装置１０における血流量の測定精度が向上する。
【００７６】
一例として、図１１に示すように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を同じ周期で交互に発光させた場合の、ＬＰＦ２４における発光素子ＬＤ１による受光信号４６の出力波形例を図１２に示す。なお、図１１において、複数の点９６は、受光素子３による受光点９６を示す。
【００７７】
図１２に示す受光信号４６の出力波形は、ＬＰＦ２４のカットオフ周波数ｆｃをそれぞれ５Ｈｚ、１０Ｈｚ、２００Ｈｚ、及びＦＵＬＬに設定した場合の出力波形を示している。ここで、カットオフ周波数ｆｃがＦＵＬＬとは、カットオフ周波数を無限大、すなわち、ＬＰＦ２４に入力した受光信号４６をそのまま出力することをいう。
【００７８】
図１２に示すように、カットオフ周波数ｆｃが低くなる程、受光信号４６の出力波形からノイズ成分が除去され、滑らかな波形になっていく。この場合、カットオフ周波数ｆｃが２００Ｈｚの場合でも、まだ受光信号４６にノイズ成分が含まれていることを確認できることから、カットオフ周波数ｆｃは約５Ｈｚ以上、且つ、約１０Ｈｚ以下であることが好ましいことがわかる。
【００７９】
このように本実施の形態に係る生体情報測定装置１０によれば、ＬＰＦ２４通過後の発光素子１の受光信号を用いて、血中の酸素飽和度を測定する。したがって、生体情報の測定の際、発光素子１から照射されるコヒーレント光の干渉によって生じるビート信号がノイズ成分として作用してしまう場合であっても、ＬＰＦ２４によってノイズ成分が除去されるため、目的の生体情報を精度よく測定することができる。
【００８０】
なお、生体情報測定装置１０は、既に説明したように血流量の他、血流速度の測定にも適用される。また、図７に示したように、動脈４の脈動に応じて受光素子３で受光される受光量が変化するため、受光素子３での受光量の変化から、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、光電脈波が測定される。光電脈波は、血管年齢の推定又は動脈硬化の診断等に用いられる。
【００８１】
また、生体情報測定装置１０は、ここで挙げた内容に限らず、他の生体情報の測定にも利用する事ができる。
【００８２】
以上、実施の形態を用いて本発明について説明したが、本発明は実施の形態に記載の範囲には限定されない。本発明の要旨を逸脱しない範囲で実施の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、本発明の要旨を逸脱しない範囲で処理の順序を変更してもよい。
【００８３】
また、図８に示した生体情報測定装置１０の各処理は、ソフトウエア又はハードウエア、或いはソフトウエアとハードウエアとの組み合わせの何れの形態を用いてもよい。
【符号の説明】
【００８４】
１、２・・・発光素子（ＬＤ）
３・・・受光素子
４・・・動脈
５・・・静脈
６・・・毛細血管
７・・・血球細胞
８・・・生体
１０・・・生体情報測定装置
１２・・・制御部
１４・・・駆動回路
１６・・・増幅回路
１８・・・変換回路
２０・・・測定部
２２・・・信号分離回路
２４・・・ＬＰＦ
９６・・・受光点
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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