JP7102832B2 - Biological information measuring device - Google Patents
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Description
本発明は、生体情報測定装置に関する。 The present invention relates to a biological information measuring device.
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。
特許文献２には、呼吸の気流の時間変化を示す気流信号、及び、酸素飽和度の時間変化を示す酸素飽和度信号を取得する信号取得部と、前記気流信号における所定の第一時刻と、前記第一時刻での呼吸再開に対応した酸素飽和度の上昇を示す前記酸素飽和度信号における第二時刻との時間差に基づいて血液の酸素運搬循環時間を測定する循環時間算出部と、を有する循環時間測定装置が開示されている。
循環器に関係する生体情報としては、光電脈波、酸素飽和度、心拍出量、及び血流量等が重要とされる。これらの生体情報は、生体に光を照射して測定することが可能である。 Photoelectric pulse waves, oxygen saturation, cardiac output, blood flow, and the like are important as biological information related to the circulatory system. These biological information can be measured by irradiating the living body with light.
また、これらの生体情報のうち、光電脈波、酸素飽和度、及び心拍出量については、光を生体の血液に照射した際の光吸収量の変化を測定することで算出することができる。従って、光電脈波、酸素飽和度、及び心拍出量については、血液を透過する光路の光路長が長くなる透過型の光学構成を備えた測定装置で測定することが好ましい。 In addition, among these biological information, the photoelectric pulse wave, oxygen saturation, and cardiac output can be calculated by measuring the change in the amount of light absorption when light is applied to the blood of the living body. .. Therefore, it is preferable to measure the photoelectric pulse wave, oxygen saturation, and cardiac output with a measuring device having a transmission type optical configuration in which the optical path length of the optical path through which blood is transmitted is long.
一方、血流量については、光吸収量の変化だけではなく、運動している赤血球による光のドップラーシフトを測定することで算出する。従って、血流量については、ドップラーシフトを受けた光が吸収されにくい反射型の光学構成を備えた測定装置で測定することが好ましい。 On the other hand, the blood flow is calculated by measuring not only the change in the amount of light absorption but also the Doppler shift of light due to moving red blood cells. Therefore, it is preferable to measure the blood flow volume with a measuring device having a reflective optical configuration in which the light subjected to the Doppler shift is hard to be absorbed.
このため、光電脈波、酸素飽和度、及び心拍出量を測定する場合と血流量を測定する場合とでは、別々の測定装置で測定する必要があり、両方測定したい場合には煩雑であった。 Therefore, it is necessary to measure the photoelectric pulse wave, oxygen saturation, and cardiac output and the blood flow by separate measuring devices, which is complicated when both are to be measured. rice field.
本発明は、複数種類の生体情報を１つの装置で測定することができる生体情報測定装置を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide a biological information measuring device capable of measuring a plurality of types of biological information with one device.
上記目的を達成するために、請求項１記載の発明の生体情報測定装置は、第１の波長の光を発光する第１の発光部と、前記第１の波長と異なる第２の波長の光を発光する第２の発光部と、被測定者の被測定部を透過した前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を受光する位置に設けられ、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を透過光として受光する受光部と、第３の波長の光を発光すると共に、前記第３の波長の光が前記被測定部で反射された反射光が前記受光部に入射する位置に設けられた第３の発光部と、前記透過光に基づいて第１の生体情報を測定する第１の測定部と、前記反射光に基づいて第２の生体情報を測定する第２の測定部と、前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体と、を備え、前記第１の発光部及び前記第２の発光部は、前記筐体の前記指の爪側に設けられ、前記受光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられ、前記第３の発光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられている。
In order to achieve the above object, the biometric information measuring device of the invention according to
請求項２記載の発明は、前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体を備え、前記第１の発光部及び前記第２の発光部は、前記筐体の前記指の爪側に設けられ、前記受光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられている。
The invention according to
請求項３記載の発明は、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光の進行方向に平面視した場合に、前記第１の発光部の出射領域及び前記第２の発光部の出射領域が、前記受光部の受光面に含まれるように、前記第１の発光部及び前記第２の発光部が配置されている。
The invention according to
請求項２記載の発明は、第１の波長の光を発光する第１の発光部と、前記第１の波長と異なる第２の波長の光を発光する第２の発光部と、被測定者の被測定部を透過した前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を受光する位置に設けられ、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を透過光として受光する透過光受光部と、前記第１の波長の光が前記被測定部で反射された反射光が入射する位置に設けられた反射光受光部と、前記透過光に基づいて第１の生体情報を測定する第１の測定部と、前記反射光に基づいて第２の生体情報を測定する第２の測定部と、前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体と、を備え、前記第１の発光部及び前記第２の発光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられている。
請求項３記載の発明は、第１の波長の光を発光する第１の発光部と、前記第１の波長と異なる第２の波長の光を発光する第２の発光部と、被測定者の被測定部を透過した前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を受光する位置に設けられ、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を透過光として受光する透過光受光部と、前記第１の波長の光が前記被測定部で反射された反射光が入射する位置に設けられた反射光受光部と、前記透過光に基づいて第１の生体情報を測定する第１の測定部と、前記反射光に基づいて第２の生体情報を測定する第２の測定部と、前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体と、を備え、前記反射光受光部は、前記第１の発光部及び前記第２の発光部よりも前記筐体の前記指の先側に設けられている。
The invention according to
The invention according to
請求項４記載の発明は、前記反射光受光部の受光面の面積が、前記透過光受光部の受光面の面積よりも小さい。
In the invention according to
請求項５記載の発明は、前記第１の発光部と前記反射光受光部との距離が、前記第２の発光部と前記反射光受光部との距離よりも短い。
In the invention according to
請求項１～３記載の発明によれば、複数種類の生体情報を１つの装置で測定することができる、という効果を有する。
According to the inventions of
また、第１の発光部及び第２の発光部を筐体の指の腹側に設けると共に受光部を筐体の指の爪側に設けた場合と比較して、外光を入りにくくすることができる、という効果を有する。 Further , as compared with the case where the first light emitting portion and the second light emitting portion are provided on the ventral side of the finger of the housing and the light receiving portion is provided on the fingernail side of the housing, it is difficult for external light to enter. It has the effect of being able to.
請求項３記載の発明によれば、第１の波長の光及び第２の波長の光の進行方向に平面視した場合に、第１の発光部の出射領域及び第２の発光部の出射領域の少なくとも一部が、受光部の受光面に含まれない場合と比較して、第１の波長の光及び第２の波長の光を良好に受光することができる、という効果を有する。
According to the invention of
請求項４記載の発明によれば、反射光受光部の受光面の面積が、透過光受光部の受光面の面積以上の場合と比較して、ノイズの影響を受けにくくすることができる、という効果を有する。
According to the invention of
請求項５記載の発明によれば、第１の発光部と反射光受光部との距離が、第２の発光部と反射光受光部との距離より長い場合と比較して、反射光を良好に受光することができる、という効果を有する。
According to the invention of
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態の一例について詳細に説明する。 Hereinafter, an example of a mode for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
［第１の実施形態］ [First Embodiment]
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。 First, with reference to FIG. 1, a method for measuring blood flow information and blood oxygen saturation, which are examples of biological information related to blood in particular, will be described.
図１は、本実施形態に係る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。 FIG. 1 is a schematic diagram showing a measurement example of blood flow information and oxygen saturation in blood according to the present embodiment.
図１に示すように、血流情報及び血中の酸素飽和度は、被験者の体（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、生体８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等の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。
As shown in FIG. 1, the blood flow information and the oxygen saturation in the blood are measured in the body of the living body 8 by irradiating the subject's body (living body 8) with light from the
（血流情報の測定） (Measurement of blood flow information)
図２は、本実施形態に係る生体８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。 FIG. 2 is a graph showing an example of a change in the amount of received light due to the reflected light from the living body 8 according to the present embodiment.
なお、図２において、グラフ８０の横軸は時間の経過を表し、縦軸は受光素子３の受光量を表す。
In FIG. 2, the horizontal axis of the
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。
As shown in FIG. 2, the amount of light received by the
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。
As the first optical phenomenon, a change in light absorption due to a change in the amount of blood existing in the blood vessel being measured due to pulsation can be considered. Blood contains blood cell cells such as erythrocytes and moves in blood vessels such as
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。 As the second optical phenomenon, the influence of Doppler shift can be considered.
図３は、本実施形態に係る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。 FIG. 3 is a schematic view for explaining the Doppler shift that occurs when the blood vessel according to the present embodiment is irradiated with the laser beam.
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。
As shown in FIG. 3, when a
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。 Further, as the third optical phenomenon, the influence of speckle can be considered.
図４は、本実施形態に係る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。 FIG. 4 is a schematic diagram provided for explaining a speckle generated when a blood vessel according to the present embodiment is irradiated with a laser beam.
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。
As shown in FIG. 4, when a
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。
As described above, since the blood cell 7 moves in the blood vessel, the light scattering state in the blood cell 7 changes, and the speckle pattern changes with the passage of time. Therefore, the amount of light received by the
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。
Next, an example of how to obtain blood flow information will be described. When the amount of light received by the
図５は、本実施形態に係る単位時間Ｔ0における周波数ω毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。 FIG. 5 is a graph showing an example of the spectral distribution for each frequency ω at the unit time T 0 according to the present embodiment.
なお、図５において、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。
In FIG. 5, the horizontal axis of the
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。
Here, the blood volume is proportional to the value obtained by normalizing the area of the power spectrum represented by the shaded
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ことが可能である。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。 Since the blood flow volume is represented by the product of the blood volume and the blood flow velocity, it can be calculated from the above formula for calculating the blood volume and the blood flow velocity. Blood flow volume, blood flow velocity, and blood volume are examples of blood flow information, and blood flow information is not limited thereto.
図６は、本実施形態に係る単位時間Ｔ0あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。 FIG. 6 is a graph showing an example of a change in blood flow per unit time T 0 according to the present embodiment.
なお、図６において、グラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。
In FIG. 6, the horizontal axis of the
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。
As shown in FIG. 6, blood flow fluctuates with time, and the tendency of the fluctuation is classified into two types. For example, the
（酸素飽和度の測定） (Measurement of oxygen saturation)
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、血中酸素濃度の一例であり、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。 Next, the measurement of oxygen saturation in blood will be described. The oxygen saturation in blood is an example of the oxygen concentration in blood, and is an index showing how much hemoglobin in blood is bound to oxygen. As the oxygen saturation in blood decreases, anemia, etc. Symptoms are more likely to occur.
図７は、本実施形態に係る生体８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。 FIG. 7 is a graph showing an example of a change in the amount of light absorbed by the living body 8 according to the present embodiment.
なお、図７において、グラフ９２の横軸は時間を表し、縦軸は吸光量を表す。
In FIG. 7, the horizontal axis of the
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。 As shown in FIG. 7, the amount of absorbance in the living body 8 tends to fluctuate with the passage of time.
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。
Furthermore, looking at the breakdown of the fluctuation of the absorption in the living body 8, the absorption amount fluctuates mainly in the
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。
In FIG. 7, if the amount of light received at time t a is I a and the amount of light received at time t b is I b , the amount of change ΔA in the amount of light absorption due to the change in the thickness of the
（数１）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉb／Ｉa)・・・（１）
(Number 1)
ΔA = ln (I b / I a ) ・ ・ ・ (1)
図８は、本実施形態に係るヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。 FIG. 8 is a graph showing an example of the absorbance characteristics of hemoglobin according to the present embodiment.
なお、図８において、縦軸は吸光度を表し、横軸は波長を表す。 In FIG. 8, the vertical axis represents the absorbance and the horizontal axis represents the wavelength.
図８に示すように、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。
As shown in FIG. 8, hemoglobin (hemoglobin oxide) bound to oxygen flowing through the
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）式においてｋは比例定数である。 Therefore, when the living body 8 is irradiated with IR light using infrared light (IR light) and red light, which are more likely to show a difference in absorption amount between oxidized hemoglobin and reduced hemoglobin than other wavelength combinations. The oxygen saturation S is calculated by Eq. (2) by calculating the ratio between the amount of change ΔA IR and the amount of change ΔA Red in the amount of absorption when the living body 8 is irradiated with red light. In equation (2), k is a constant of proportionality.
（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡRed／ΔＡIR)・・・（２）
(Number 2)
S = k (ΔA Red / ΔA IR ) ・ ・ ・ (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から算出することで、酸素飽和度が測定される。
That is, when calculating the oxygen saturation in blood, a plurality of
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。 As a known formula obtained by modifying the above formula (1), for example, the formula (1) may be developed and the amount of change ΔA in the amount of light absorption may be expressed as the formula (3).
（数３）
ΔＡ＝ｌｎＩb－ｌｎＩa・・・（３）
(Number 3)
ΔA = lnI b −lnI a ··· (3)
また、（１）式は（４）式のように変形することができる。 Further, the equation (1) can be modified as the equation (4).
（数４）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉb／Ｉa)＝ｌｎ(１＋(Ｉb-Ｉa)／Ｉa) ・・・（４）
(Number 4)
ΔA = ln (I b / I a ) = ln (1 + (I b -I a ) / I a ) ... (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。 Normally, since (I b -I a ) << I a , ln (I b / I a ) ≒ (I b -I a ) / I a holds, so instead of equation (1), light Equation (5) may be used as the amount of change ΔA in the amount of absorption.
（数５）
ΔＡ≒(Ｉb-Ｉa)／Ｉa ・・・（５）
(Number 5)
ΔA ≒ (I b -I a ) / I a ... (5)
なお、詳細は後述するが、本実施形態では、透過光用のＩＲ光を照射する発光素子１、反射光用のＩＲ光を照射する発光素子１、及び赤色光を照射する発光素子１の３個の発光素子１を備えた構成について説明する。以下では、透過光用のＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ１」と称し、赤色光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ２」と称し、反射光用のＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ３」と称する場合がある。また、本実施形態では、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使用し、発光素子ＬＤ３を、血流量の算出で使用する。
Although details will be described later, in the present embodiment, the
次に、図９を参照して、生体８の抹消部位から得られる脈波信号から呼吸波形を測定する原理について説明する。ここでいう抹消部位の一例としては、手の指先や、足の指先、耳朶等が挙げられる。なお、抹消部位には、手首よりも先の部位や、足首よりも先の部位等も含まれる。また、呼吸波形とは、生体８の呼吸状態を示す信号の波形であり、呼気及び吸気の時間変化を表す時系列信号の波形とされる。 Next, with reference to FIG. 9, the principle of measuring the respiratory waveform from the pulse wave signal obtained from the peripheral part of the living body 8 will be described. Examples of the peripheral portion referred to here include the fingertips of the hand, the toes, the earlobe, and the like. The peripheral part includes a part before the wrist, a part before the ankle, and the like. The respiratory waveform is a waveform of a signal indicating the respiratory state of the living body 8, and is a waveform of a time-series signal indicating a time change of exhalation and inspiration.
図９は、本実施形態に係る呼吸波形の測定原理の説明に供する模式図である。 FIG. 9 is a schematic diagram for explaining the measurement principle of the respiratory waveform according to the present embodiment.
図９に示すように、吸気時には以下に示すステップにより脈波信号の振幅が減少する。 As shown in FIG. 9, the amplitude of the pulse wave signal is reduced by the following steps during inspiration.
（Ｓ１）胸腔内圧が低下して陰圧となり、肺が拡張する。
（Ｓ２）静脈還流量が増加する。
（Ｓ３）右心房に流入する血液量が増加する。
（Ｓ４）肺の血管床が拡がり、肺が貯留する血液量が増加する。
（Ｓ５）肺から左心房に戻る血液量が減少する。
（Ｓ６）左心室の１回拍出量が減少する。
（Ｓ７）脈波信号の振幅が減少する。
(S1) The intrathoracic pressure decreases to negative pressure, and the lungs expand.
(S2) The amount of venous return increases.
(S3) The amount of blood flowing into the right atrium increases.
(S4) The vascular bed of the lung expands, and the amount of blood stored in the lung increases.
(S5) The amount of blood returning from the lungs to the left atrium decreases.
(S6) The stroke volume of the left ventricle decreases.
(S7) The amplitude of the pulse wave signal decreases.
一方、呼気時には以下に示すステップにより脈波信号の振幅が増加する。 On the other hand, at the time of exhalation, the amplitude of the pulse wave signal is increased by the following steps.
（Ｓ８）肺から絞り出た血液が左心室に流入する。
（Ｓ９）脈波信号の振幅が増加する。
(S8) Blood squeezed from the lungs flows into the left ventricle.
(S9) The amplitude of the pulse wave signal increases.
つまり、「心臓のポンプ動作」により生じる脈動に、呼吸により生じる「肺のポンプ動作」の影響が重畳されるため、生体８の抹消部位から得られる脈波信号から呼吸波形を測定することが可能となる。 That is, since the influence of the "lung pumping motion" caused by respiration is superimposed on the pulsation generated by the "heart pumping motion", it is possible to measure the respiratory waveform from the pulse wave signal obtained from the peripheral site of the living body 8. It becomes.
次に、図１０を参照して、心臓からの血液の拍出量と相関がある指標の一例であるＬＦＣＴ（Lung to Finger Circulation Time）を測定する原理について説明する。ここでいう拍出量には、上述の心拍出量に限らず、１回拍出量、心係数等も含まれる。なお、心拍出量とは、心臓の単位時間（例えば１分）当たりの収縮によって動脈へ拍出される血液量と定義される。１回拍出量とは、心臓の１回の収縮によって動脈へ拍出される血液量と定義される。心係数とは、心拍出量を被験者の体表面積で除して得られる係数と定義される。また、ＬＦＣＴとは、呼吸で取り込まれた酸素が肺及び心臓を通り指先に到達するまでの時間と定義される。 Next, with reference to FIG. 10, the principle of measuring LFCT (Lung to Finger Circulation Time), which is an example of an index having a correlation with the amount of blood pumped from the heart, will be described. The stroke volume referred to here includes not only the cardiac output described above, but also a stroke volume, a cardiac index, and the like. The cardiac output is defined as the amount of blood pumped into an artery by the contraction of the heart per unit time (for example, 1 minute). Stroke volume is defined as the amount of blood pumped into an artery by a single contraction of the heart. Cardiac index is defined as the coefficient obtained by dividing cardiac output by the body surface area of the subject. In addition, LFCT is defined as the time required for oxygen taken in by breathing to reach the fingertips through the lungs and heart.
図１０は、本実施形態に係るＬＦＣＴの測定原理の説明に供する模式図である。 FIG. 10 is a schematic diagram for explaining the measurement principle of LFCT according to the present embodiment.
図１０に示すように、上記拍出量とＬＦＣＴとは相関がある。例えば、拍出量の一例である心拍出量ＣＯは、ＬＦＣＴを測定することで算出される。 As shown in FIG. 10, there is a correlation between the above-mentioned pumping amount and LFCT. For example, cardiac output CO, which is an example of cardiac output, is calculated by measuring LFCT.
図１１は、本実施形態に係るＬＦＣＴの測定方法の一例を説明するためのグラフである。 FIG. 11 is a graph for explaining an example of the LFCT measurement method according to the present embodiment.
なお、図１１において、縦軸は酸素飽和度の逆数を表し、横軸は時間を表す。 In FIG. 11, the vertical axis represents the reciprocal of oxygen saturation, and the horizontal axis represents time.
図１１に示すように、本実施形態に係るＬＦＣＴは、上述した血中の酸素飽和度から測定される。すなわち、ＬＦＣＴは、一定期間呼吸を停止した後に呼吸を再開した時点から、酸素飽和度が回復したことを示す変曲点までの時間を測定することで得られる。 As shown in FIG. 11, the LFCT according to the present embodiment is measured from the oxygen saturation in blood described above. That is, the LFCT is obtained by measuring the time from the time when the breathing is stopped for a certain period of time and then the breathing is resumed to the inflection point indicating that the oxygen saturation has recovered.
図１２は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０の電気的な構成の一例を示すブロック図である。
FIG. 12 is a block diagram showing an example of the electrical configuration of the biological
図１２に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０は、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換回路１８、制御部２０、表示部２２、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、発光素子ＬＤ３、及び受光素子３を備えている。なお、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、発光素子ＬＤ３、受光素子３、及び増幅回路１６は、センサ部を構成している。また、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ変換回路１８、制御部２０、表示部２２、及び操作部２４は、本体部を構成している。本実施形態では、これらのセンサ部と本体部とは別体で構成され、有線又は無線を介して通信可能とされている。なお、センサ部と本体部とが一体的に構成されていてもよい。また、センサ部は、外部光が入力しないように生体８に密着するように取り付けられる。本実施形態に係るセンサ部は、一例として、生体８の指先に取り付けられるが、耳朶等の他の抹消部位にも取り付け可能とされている。
As shown in FIG. 12, the biological
発光制御部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。なお、発光制御部１２は、制御部２０の一部として実現してもよい。
The light
駆動回路１４は、発光制御部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、発光素子ＬＤ２、及び発光素子ＬＤ３に駆動電力を供給し、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び発光素子ＬＤ３を駆動する。
When the
受光素子３は、受光部の一例であり、発光素子ＬＤ１から第１の波長の光を受光し、受光した第１の波長の光に対応する第１の受光信号と、発光素子ＬＤ２から第２の波長の光を受光し、受光した第２の波長の光に対応する第２の受光信号と、発光素子ＬＤ３から第３の波長の光を受光し、受光した第３の波長の光に対応する第３の受光信号と、を出力する。なお、本実施形態では、第１の波長及び第３の波長として赤外領域に対応する波長の範囲が適用され、第２の波長として赤色領域に対応する波長の範囲が適用される。また、第１の受光信号及び第３の受光信号にはＩＲ光信号が適用され、第２の受光信号には赤色光信号が適用される。なお、第１の波長と第３の波長とは同一でもよいが、赤外領域の波長であれば異なっていても良い。
The
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。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圧を出力する素子とするが、受光素子３は受光した光の強さに応じた電流を出力してもよく、この場合、増幅回路１６は、Ａ／Ｄ変換回路１８の入力電流範囲として規定される電流レベルまで、受光素子３が出力する電流を増幅する。
The
Ａ／Ｄ変換回路１８は、増幅回路１６で増幅し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の受光量を数値化して出力する。
The A /
制御部２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）２０Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）２０Ｂ、及びＲＡＭ（Random Access Memory）２０Ｃを備えている。ＲＯＭ２０Ｂには、生体情報測定プログラムが記憶される。この生体情報測定プログラムは、例えば、生体情報測定装置１０に予めインストールされていてもよい。生体情報測定プログラムは、不揮発性の記憶媒体に記憶して、又はネットワークを介して配布して、生体情報測定装置１０に適宜インストールすることで実現してもよい。なお、不揮発性の記憶媒体の例としては、ＣＤ-ＲＯＭ（Compact Disc Read Only Memory）、光磁気ディスク、ＨＤＤ、ＤＶＤ-ＲＯＭ（Digital Versatile Disc Read Only Memory）、フラッシュメモリ、メモリカード等が想定される。
The
表示部２２は、例えば、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ:Liquid Crystal Display）や有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイ等が用いられる。なお、表示部２２及び操作部２４をタッチパネルとして一体的に構成してもよい。
As the
図１３は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０における発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、ＬＤ３、及び受光素子３の配置の一例を示す図である。生体情報測定装置１０は、複数種類の生体情報を測定するが、本実施形態では一例として酸素飽和度及び血流量を測定する場合について説明する。なお、測定する生体情報は、酸素飽和度及び血流量の組み合わせではなく、例えば光電脈波又は心拍出量と、血流量と、の組み合わせでもよい。また、光電脈波、酸素飽和度、及び心拍出量の少なくとも２つと、血流量と、の組み合わせでもよい。
FIG. 13 is a diagram showing an example of arrangement of the light emitting element LD1, the light emitting element LD2, LD3, and the
図１３に示すように、生体情報測定装置１０は、生体８の一例として被測定者の指８Ａを予め定めた向きで挿入するための筐体３０を備えている。筐体３０の内側には、ＩＲ光ＩＲａを発光する発光素子ＬＤ１と、赤色光Ｒｅｄを発光する発光素子ＬＤ２と、生体８を透過したＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄを受光する位置に設けられ、ＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄを透過光として受光する受光素子３と、ＩＲ光ＩＲｂを発光すると共に、ＩＲ光ＩＲｂが生体８で反射された反射光が受光素子３に入射する位置に設けられた発光素子ＬＤ３と、が設けられている。
As shown in FIG. 13, the biological
なお、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３は、面発光レーザ素子でもよいし、端面発光レーザ素子であってもよい。また、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の各々から照射される光はレーザ光でなくてもよい。この場合、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の各々には、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。 The light emitting elements LD1 to LD3 may be a surface emitting laser element or an end surface emitting laser element. Further, the light emitted from each of the light emitting elements LD1 to LD3 does not have to be laser light. In this case, a light-emitting diode (LED) or an organic light-emitting diode (OLED) may be used for each of the light emitting elements LD1 to LD3.
そして、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２は、筐体３０に被測定者の指８Ａが挿入された場合に指８Ａの爪側に配置される。また、受光素子３は、筐体３０に指８Ａが挿入された場合に指８Ａの腹側に配置される。これは、指８Ａの腹側の方が爪側と比べると筐体３０に密着しやすいため、受光素子３に外光が照射されてしまうのが抑制されるからである。なお、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２が指８Ａの爪側に配置され、発光素子ＬＤ３が指８Ａの腹側に配置されるように、指８Ａの向きを指示するマーク等を筐体３０の表面に設けてもよい。
Then, the light emitting element LD1 and the light emitting element LD2 are arranged on the claw side of the
また、図１３、１４に示すように、生体情報測定装置１０をＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄの進行方向であるＺ方向に平面視した場合に、発光素子ＬＤ１の出射領域ＬＤ１Ａ及び発光素子ＬＤ２の出射領域ＬＤ２Ａが、受光素子３の受光面に含まれるように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２が配置されている。これにより、発光素子ＬＤ１から発光されたＩＲ光ＩＲａ及び発光素子ＬＤ２から発光された赤色光Ｒｅｄが受光素子３によって良好に受光される。なお、図１３、１４の例では、発光素子ＬＤ１、ＬＤ２が指８Ａの長手方向であるＸ方向に沿って配置された例を示したが、これに限らず、図１５に示すように、発光素子ＬＤ１、ＬＤ２が、Ｘ方向と直交するＹ方向に沿って配置されるようにしてもよい。また、「出射領域」とは、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の出射側の領域のうち、実際に光が出射する領域をいい、例えば、面発光レーザ素子の場合は、メサ構造体の上面に形成された出射口の領域をいう。
Further, as shown in FIGS. 13 and 14, when the biological
この場合、操作部２４が操作されることにより酸素飽和度の測定が指示された場合は、ＣＰＵ２０Ａは、受光素子３が透過光として受光したＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄに基づいて酸素飽和度を測定する。また、ＣＰＵ２０Ａは、操作部２４が操作されることにより血流量の測定が指示された場合は、受光素子３が反射光として受光したＩＲ光ＩＲｂに基づいて血流量を測定する。
In this case, when the
なお、ＩＲ光ＩＲａは第１の波長の光の一例であり、発光素子ＬＤ１は第１の発光部の一例である。また、赤色光Ｒｅｄは第２の波長の光の一例であり、発光素子ＬＤ２は第２の発光部の一例である。また、ＩＲ光ＩＲｂは第３の波長の光の一例であり、発光素子ＬＤ３は第３の発光部の一例である。また、ＣＰＵ２０Ａは、第１の測定部及び第２の測定部の一例である。
The IR light IRa is an example of light having a first wavelength, and the light emitting element LD1 is an example of a first light emitting unit. Further, the red light Red is an example of light having a second wavelength, and the light emitting element LD2 is an example of a second light emitting unit. Further, the IR light IRb is an example of light having a third wavelength, and the light emitting element LD3 is an example of a third light emitting unit. The
次に、本実施形態に係る発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の発光タイミング及び受光素子３におけるデータ、すなわち受光量のサンプリングタイミングについて説明する。図１６には、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の発光タイミング及び受光素子３におけるデータのサンプリングタイミングの一例を示した。なお、図１６において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。
Next, the light emitting timing of the light emitting elements LD1 to LD3 and the data in the
図１６に示すように、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３は、それぞれ予め定めた発光周期Ｓ１～Ｓ３で発光する。ここで、酸素飽和度を測定する場合、血流量を測定する場合と比較して発光周期は長くて良い。このため、酸素飽和度を測定するためのＩＲ光ＩＲａを発光する発光素子ＬＤ１の発光周期Ｓ１及び赤色光Ｒｅｄを発光する発光素子ＬＤ２の発光周期Ｓ２は、血流量を測定するためのＩＲ光ＩＲｂを発光する発光素子ＬＤ３の発光周期Ｓ３よりも長い。また、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の何れも発光しない非発光期間Ｄａｒｋが予め定めた周期Ｓｄで設けられている。これにより、発光の順序としては、発光素子ＬＤ３、発光素子ＬＤ２、発光素子ＬＤ１、非発光、発光素子ＬＤ３・・・、となる。受光素子３は、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の発光タイミング及び非発光のタイミングに同期してデータをサンプリングする。
As shown in FIG. 16, the light emitting elements LD1 to LD3 emit light in predetermined light emission cycles S1 to S3, respectively. Here, when measuring the oxygen saturation, the light emission cycle may be longer than when measuring the blood flow rate. Therefore, the light emitting cycle S1 of the light emitting element LD1 that emits IR light IRa for measuring the oxygen saturation and the light emitting cycle S2 of the light emitting element LD2 that emits red light Red are the IR light IRb for measuring the blood flow. It is longer than the light emission cycle S3 of the light emitting element LD3 that emits light. Further, a non-emission period Dark in which none of the light emitting elements LD1 to LD3 emits light is provided with a predetermined period Sd. As a result, the order of light emission is as follows: light emitting element LD3, light emitting element LD2, light emitting element LD1, non-light emitting, light emitting element LD3, and so on. The
受光素子３が発光素子ＬＤ１から受光した光に対応する出力電圧をＶ１、受光素子３が発光素子ＬＤ２から受光した光に対応する出力電圧をＶ２、受光素子３が発光素子ＬＤ３から受光した光に対応する出力電圧をＶ３、受光素子３が非発光の期間に受光した光に対応する出力電圧をＶｄとした場合、出力電圧Ｖ１～Ｖ３を出力電圧Ｖｄで次式により各々補正するようにしてもよい。これにより、外乱等の影響を考慮した出力電圧が得られる。
The output voltage corresponding to the light received by the
Ｖ１＝Ｖ１－Ｖｄ
Ｖ２－Ｖ２－Ｖｄ
Ｖ３＝Ｖ３－Ｖｄ
V1 = V1-Vd
V2-V2-Vd
V3 = V3-Vd
このように、本実施形態では、酸素飽和度測定用の発光素子ＬＤ１及び血流量測定用の発光素子ＬＤ３を設けた構成とした。このため、酸素飽和度及び血流量の測定が１つの生体情報測定装置１０で行われる。
As described above, in the present embodiment, the light emitting element LD1 for measuring the oxygen saturation and the light emitting element LD3 for measuring the blood flow are provided. Therefore, the oxygen saturation and the blood flow rate are measured by one biological
なお、第１実施形態では、発光素子ＬＤ３及び受光素子３が指８Ａの腹側に配置され、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２が指８Ａの爪側に配置された場合について説明したが、これに限られない。
In the first embodiment, the case where the light emitting element LD3 and the
図１７には、第１実施形態の変形例に係る生体情報測定装置１０Ａの構成を示した。なお、図１７では、筐体３０は省略している。
FIG. 17 shows the configuration of the biological
図１７に示す生体情報測定装置１０Ａは、発光素子ＬＤ３及び受光素子３が指８Ａの爪側に配置され、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２が指８Ａの腹側に配置された構成である。そして、発光素子ＬＤ１～ＬＤ３の発光タイミング及び受光素子３によるデータのサンプリングのタイミングについては図１３に示した生体情報測定装置１０と同一である。
The biological
［第２の実施形態］ [Second Embodiment]
次に、第２実施形態について説明する。なお、第１実施形態と同一部分については同一符号を付し、詳細な説明は省略する。 Next, the second embodiment will be described. The same parts as those in the first embodiment are designated by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted.
図１８には、第２実施形態に係る生体情報測定装置１０Ｂの構成を示した。なお、筐体３０は省略している。
FIG. 18 shows the configuration of the biological
図１８に示すように、生体情報測定装置１０Ｂは、指８Ａの爪側に発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３Ａが設けられている。また、指８Ａの腹側に受光素子３Ｂが設けられている。
As shown in FIG. 18, the biological
受光素子３Ａは、発光素子ＬＤ１から発光されたＩＲ光Ｒａが指８Ａ内で反射された反射光が入射する位置に設けられている。
The
受光素子３Ｂは、指８Ａを透過したＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄを受光する位置に設けられ、ＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄを透過光として受光する。
The
なお、発光素子ＬＤ１は第１の発光部の一例である。また、発光素子ＬＤ２は第２の発光部の一例である。受光素子３Ａは反射光受光部の一例である。また、受光素子３Ｂは透過光受光部の一例である。
The light emitting element LD1 is an example of the first light emitting unit. The light emitting element LD2 is an example of a second light emitting unit. The
図１９は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０Ｂの電気的な構成の一例を示すブロック図である。図１９に示すように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２から発光され、指８Ａを透過した透過光は受光素子３Ｂで受光され、発光素子ＬＤ１から発光され、指８Ａで反射された反射光は受光素子３Ａで受光される。
FIG. 19 is a block diagram showing an example of the electrical configuration of the biological
このような構成において、操作部２４が操作されることにより血流量の測定が指示された場合は、ＣＰＵ２０Ａは、受光素子３Ａが反射光として受光したＩＲ光ＩＲａに基づいて血流量を測定する。また、ＣＰＵ２０Ａは、操作部２４が操作されることにより酸素飽和度の測定が指示された場合は、受光素子３Ｂが透過光として受光したＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄに基づいて酸素飽和度を測定する。なお、血流量を測定する場合、第１実施形態と同様に、受光素子３Ａが発光素子ＬＤ１から受光した反射光に対応する出力電圧を、受光素子３Ａが非発光の期間に受光した光に対応する出力電圧で補正してもよい。酸素飽和度についても同様に、受光素子３Ｂが発光素子ＬＤ１、ＬＤ２から受光した透過光に対応する出力電圧を、受光素子３Ｂが非発光の期間に受光した光に対応する出力電圧で補正してもよい。
In such a configuration, when the
ここで、図１８に示すように、受光素子３Ａの受光面３Ａ１の面積が、受光素子３Ｂの受光面３Ｂ１の面積よりも小さくなっている。これは、血流量の測定に使用される受光素子３Ａの受光面が大きいとノイズの影響を受けやすくなるためである。これに対し、酸素飽和度の測定に使用される受光素子３Ｂは、受光面が大きい方が精度良く酸素飽和度が測定されるため好ましい。
Here, as shown in FIG. 18, the area of the light receiving surface 3A1 of the
また、図１８に示すように、発光素子ＬＤ１と受光素子３ＡとのＸ方向の距離が、発光素子ＬＤ２と受光素子３ＡとのＸ方向の距離よりも短くなっている。このため、発光素子ＬＤ１が照射したＩＲ光ＩＲａの反射光は、受光素子３Ａによって良好に受光される。
Further, as shown in FIG. 18, the distance between the light emitting element LD1 and the
また、第２実施形態においても、第１実施形態で説明した図１４に示す構成と同様に、生体情報測定装置１０ＢをＩＲ光ＩＲａ及び赤色光Ｒｅｄの進行方向であるＺ方向に平面視した場合に、発光素子ＬＤ１の出射領域ＬＤ１Ａ及び発光素子ＬＤ２の出射領域ＬＤ２Ａが、受光素子３Ｂの受光面に含まれるように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２が配置されていることが好ましい。これにより、発光素子ＬＤ１から発光されたＩＲ光ＩＲａ及び発光素子ＬＤ２から発光された赤色光Ｒｅｄが受光素子３Ｂによって良好に受光される。さらに、第１実施形態で説明した図１５に示す構成と同様に、発光素子ＬＤ１、ＬＤ２が、Ｘ方向と直交するＹ方向に沿って配置されるようにしてもよい。また、「出射領域」とは、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の出射側の領域のうち、実際に光が出射する領域をいい、例えば、面発光レーザ素子の場合は、メサ構造体の上面に形成された出射口の領域をいう。
Further, also in the second embodiment, similarly to the configuration shown in FIG. 14 described in the first embodiment, when the biological
また、第２実施形態では、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３Ａが指８Ａの爪側に配置され、受光素子３Ｂが指８Ａの腹側に配置された場合について説明したが、これに限られない。図２０に示す生体情報測定装置１０Ｃのように、受光素子３Ｂが指８Ａの爪側に配置され、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３Ａが指８Ａの腹側に配置された構成としてもよい。
Further, in the second embodiment, the case where the light emitting element LD1, the light emitting element LD2, and the
以上、各実施の形態を用いて本発明について説明したが、本発明は各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各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。 Although the present invention has been described above using each embodiment, the present invention is not limited to the scope described in each embodiment. Various changes or improvements can be made to each embodiment without departing from the gist of the present invention, and the modified or improved forms are also included in the technical scope of the present invention.
例えば、上記各実施形態では、指８Ａの爪の上に発光素子及び受光素子の少なくとも１つが配置される構成について説明したが、発光素子及び受光素子の全てが指８Ａの爪を避けた位置に配置されるように構成してもよい。
For example, in each of the above embodiments, the configuration in which at least one of the light emitting element and the light receiving element is arranged on the fingernail of the
１ 発光素子
３、３Ａ、３Ｂ 受光素子
４ 動脈
５ 静脈
６ 毛細血管
７ 血球細胞
８ 生体
１０、１０Ａ、１０Ｂ、１０Ｃ 生体情報測定装置
１２ 発光制御部
１４ 駆動回路
１６ 増幅回路
１８ Ａ／Ｄ変換回路
２０ 制御部
２０Ａ ＣＰＵ
２０Ｂ ＲＯＭ
２０Ｃ ＲＡＭ
２２ 表示部
２４ 操作部
1
20B ROM
20C RAM
22
Claims (5)
前記第１の波長と異なる第２の波長の光を発光する第２の発光部と、
被測定者の被測定部を透過した前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を受光する位置に設けられ、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を透過光として受光する受光部と、
第３の波長の光を発光すると共に、前記第３の波長の光が前記被測定部で反射された反射光が前記受光部に入射する位置に設けられた第３の発光部と、
前記透過光に基づいて第１の生体情報を測定する第１の測定部と、
前記反射光に基づいて第２の生体情報を測定する第２の測定部と、
前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体と、
を備え、
前記第１の発光部及び前記第２の発光部は、前記筐体の前記指の爪側に設けられ、
前記受光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられ、
前記第３の発光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられた
生体情報測定装置。 A first light emitting unit that emits light of the first wavelength,
A second light emitting unit that emits light having a second wavelength different from the first wavelength,
It is provided at a position where it receives the light of the first wavelength and the light of the second wavelength that have passed through the part to be measured of the person to be measured, and transmits the light of the first wavelength and the light of the second wavelength. The light receiving part that receives light as light and the light receiving part
A third light emitting portion provided at a position where the light of the third wavelength is emitted and the reflected light reflected by the third wavelength light is incident on the light receiving portion.
A first measuring unit that measures first biological information based on the transmitted light,
A second measuring unit that measures the second biological information based on the reflected light,
A housing for inserting the finger of the person to be measured in a predetermined direction, and
With
The first light emitting unit and the second light emitting unit are provided on the fingernail side of the housing.
The light receiving portion is provided on the ventral side of the finger of the housing.
The third light emitting portion is provided on the ventral side of the finger of the housing.
Biological information measuring device.
前記第１の波長と異なる第２の波長の光を発光する第２の発光部と、
被測定者の被測定部を透過した前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を受光する位置に設けられ、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を透過光として受光する透過光受光部と、
前記第１の波長の光が前記被測定部で反射された反射光が入射する位置に設けられた反射光受光部と、
前記透過光に基づいて第１の生体情報を測定する第１の測定部と、
前記反射光に基づいて第２の生体情報を測定する第２の測定部と、
前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体と、
を備え、
前記第１の発光部及び前記第２の発光部は、前記筐体の前記指の腹側に設けられた
生体情報測定装置。 A first light emitting unit that emits light of the first wavelength,
A second light emitting unit that emits light having a second wavelength different from the first wavelength,
It is provided at a position where it receives the light of the first wavelength and the light of the second wavelength that have passed through the part to be measured of the person to be measured, and transmits the light of the first wavelength and the light of the second wavelength. A transmitted light receiving part that receives light as light, and a transmitted light receiving part
A reflected light receiving unit provided at a position where the reflected light reflected by the measured unit receives the light of the first wavelength, and a reflected light receiving unit.
A first measuring unit that measures first biological information based on the transmitted light,
A second measuring unit that measures the second biological information based on the reflected light,
A housing for inserting the finger of the person to be measured in a predetermined direction, and
With
The first light emitting portion and the second light emitting portion are provided on the ventral side of the finger of the housing.
Biological information measuring device.
前記第１の波長と異なる第２の波長の光を発光する第２の発光部と、
被測定者の被測定部を透過した前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を受光する位置に設けられ、前記第１の波長の光及び前記第２の波長の光を透過光として受光する透過光受光部と、
前記第１の波長の光が前記被測定部で反射された反射光が入射する位置に設けられた反射光受光部と、
前記透過光に基づいて第１の生体情報を測定する第１の測定部と、
前記反射光に基づいて第２の生体情報を測定する第２の測定部と、
前記被測定者の指を予め定めた向きで挿入するための筐体と、
を備え、
前記反射光受光部は、前記第１の発光部及び前記第２の発光部よりも前記筐体の前記指の先側に設けられた
生体情報測定装置。 A first light emitting unit that emits light of the first wavelength,
A second light emitting unit that emits light having a second wavelength different from the first wavelength,
It is provided at a position where it receives the light of the first wavelength and the light of the second wavelength that have passed through the part to be measured of the person to be measured, and transmits the light of the first wavelength and the light of the second wavelength. A transmitted light receiving part that receives light as light, and a transmitted light receiving part
A reflected light receiving unit provided at a position where the reflected light reflected by the measured unit receives the light of the first wavelength, and a reflected light receiving unit.
A first measuring unit that measures first biological information based on the transmitted light,
A second measuring unit that measures the second biological information based on the reflected light,
A housing for inserting the finger of the person to be measured in a predetermined direction, and
With
The reflected light receiving unit is a biological information measuring device provided on the fingertip side of the housing with respect to the first light emitting unit and the second light emitting unit .
請求項２又は請求項３記載の生体情報測定装置。 The biometric information measuring device according to claim 2 or 3 , wherein the area of the light receiving surface of the reflected light receiving unit is smaller than the area of the light receiving surface of the transmitted light receiving unit.
請求項２～４の何れか１項に記載の生体情報測定装置。 The biometric information according to any one of claims 2 to 4 , wherein the distance between the first light emitting unit and the reflected light receiving unit is shorter than the distance between the second light emitting unit and the reflected light receiving unit. measuring device.
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