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WO2008065699A1 - Dispositif de capteur d'émission et procédé de détection de bio-informations - Google Patents

Dispositif de capteur d'émission et procédé de détection de bio-informations Download PDF

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WO2008065699A1
WO2008065699A1 PCT/JP2006/323595 JP2006323595W WO2008065699A1 WO 2008065699 A1 WO2008065699 A1 WO 2008065699A1 JP 2006323595 W JP2006323595 W JP 2006323595W WO 2008065699 A1 WO2008065699 A1 WO 2008065699A1
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WO
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light
sensor device
subject
wavelength
self
Prior art date
Application number
PCT/JP2006/323595
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English (en)
French (fr)
Inventor
Yoshinori Kimura
Atsushi Onoe
Renshi Sawada
Original Assignee
Pioneer Corporation
Kyushu University
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.)
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Publication date
Priority to US12/516,080 priority Critical patent/US20100056887A1/en
Application filed by Pioneer Corporation, Kyushu University filed Critical Pioneer Corporation
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Priority to EP06833399A priority patent/EP2087837A4/en
Priority to JP2008546840A priority patent/JP4475601B2/ja
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    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light

Definitions

  • the present invention relates to a technical field of a self-luminous sensor device capable of measuring, for example, a blood flow velocity and a biological information inspection method using the self-luminous sensor device.
  • this type of self-luminous sensor device there is one that irradiates an object with light such as laser light, and calculates the speed of the object or the like by a change in wavelength due to Doppler shift at the time of reflection or scattering.
  • a blood flow measurement device has been proposed that can measure blood flow in blood vessels of different depths by irradiating laser light of different wavelengths from two laser diodes (see Patent Document 1).
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-229920
  • the present invention has been made in view of the above-described problems, and is suitable for downsizing, and is a spontaneous light type capable of detecting a predetermined type of information in a subject such as biological information with high accuracy. It is an object of the present invention to provide a sensor device and a detection method capable of detecting biological information with high accuracy using the sensor device.
  • a self-luminous sensor device of the present invention is arranged on a substrate and a plurality of lights having different wavelengths, and at least partially supports a subject.
  • Irradiation unit that irradiates so as to overlap each other, and is disposed on the substrate, and the irradiated
  • a light receiving unit that detects light of the subject force caused by a plurality of lights according to the wavelengths.
  • a plurality of lights having different wavelengths by, for example, an irradiating unit including a semiconductor laser, for example, a subject that is a part of a living body. Is irradiated.
  • the plurality of lights are irradiated to the subject so as to at least partially overlap each other (hereinafter referred to as “irradiation to the same part” as appropriate).
  • the same part can mean a part having a different depth in the depth direction of the subject.
  • “at least partially overlap each other” means that there are more or less portions where a plurality of lights overlap each other on the surface of the subject irradiated with light.
  • the plurality of lights are emitted, for example, sequentially or simultaneously from a single semiconductor laser. If we try to irradiate light with different wavelengths from two semiconductor lasers, the arrangement area will be more than doubled by simple calculation. On the other hand, if the semiconductor laser is arranged in a smaller area or closer than usual in order to prevent an increase in the arrangement area, for example, the difficulty of chip mounting or wiring increases, and the yield decreases. This causes the problem.
  • a plurality of lights having different wavelengths are irradiated from an irradiation section such as a single semiconductor laser section having a close light emitting section, so that the arrangement area can be greatly reduced.
  • an irradiation section such as a single semiconductor laser section having a close light emitting section
  • the difficulty of chip mounting and wiring can be reduced, and manufacturing yield can be improved. It becomes.
  • light from the subject due to the plurality of light irradiated in this way is detected by a light receiving unit including a light receiving element, for example.
  • light from the subject caused by multiple lights refers to light that is reflected, scattered, diffracted, refracted, transmitted, Doppler shifted light, and interference light caused by these lights. It means light caused by multiple lights. Typically, it is reflected and scattered light, or Doppler shifted light, and interference light by those lights.
  • wavelength separation is performed by time-division processing, and multiple dedicated light-receiving units corresponding to each wavelength are arranged. This can be detected by sequential or simultaneous parallel processing, depending on the method used for wavelength separation. Therefore, for example, information such as biological information can be obtained by using light of different wavelengths. For example, it is possible to derive new information by comparing information obtained by light irradiation of one wavelength with information obtained by light irradiation of another wavelength.
  • the irradiating unit and the light receiving unit are arranged on the same substrate, and for example, they can be arranged close to each other as an integrated circuit.
  • the irradiation unit and the light receiving unit are arranged on the same substrate, and for example, they can be arranged close to each other as an integrated circuit.
  • the present invention it is possible to reduce the size of a self-luminous sensor device, and it is possible to detect a predetermined type of information in a subject such as biological information with high accuracy.
  • the irradiating unit irradiates the plurality of lights via an optical system common to the plurality of lights.
  • the light emitted from the irradiation unit is irradiated onto the subject via, for example, one microlens.
  • the microlens functions to make the energy density of the irradiated light constant by collimating the irradiated light on the surface of the subject regardless of the distance between the subject and the microlens. To do.
  • the arrangement space is limited, and thus the lens diameter must be physically reduced. If the lens diameter is small, the intensity of the irradiated light will decrease, or the utilization efficiency of light emitted from the laser element (coupling efficiency to the lens) will decrease, resulting in a decrease in signal-to-noise ratio (SNR) and power consumption. Cause an increase.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • the present invention since the light emission points of light of different wavelengths are close to each other and are arranged in one laser element, there is one common microlens for each light of different wavelengths. It is easy to build a configuration that only needs to be. Therefore, the lens diameter of micro lenses is increased. Therefore, it is possible to increase the intensity of irradiation light and the utilization efficiency of light emitted from the laser element. Therefore, it is possible to realize a self-luminous sensor device with better SNR and lower power consumption.
  • the irradiating unit sequentially irradiates the plurality of lights, and the light receiving unit divides the light from the subject according to the wavelength in a time division manner. To detect.
  • the irradiating unit irradiates the plurality of lights at the same time, and the light receiving unit detects a plurality of lights from the subject for each wavelength. It has a light receiving element.
  • the light receiving unit by providing a plurality of light receiving elements corresponding to the wavelengths at the time of irradiation, detection by wavelength can be reliably performed.
  • the irradiating unit and the light receiving unit are integrated on the substrate.
  • the irradiation unit includes a semiconductor laser that generates a plurality of laser beams as the plurality of lights.
  • the laser beam can be irradiated by applying a voltage to the semiconductor laser of the irradiation unit so that a current higher than the laser oscillation threshold flows.
  • Laser light has the property that, for example, the penetrating power into a living body differs depending on the wavelength. By using this property, measurement at various depths of the subject becomes possible.
  • the semiconductor laser may be configured to function as a light emitting diode by setting a driving current lower than a laser oscillation threshold.
  • the semiconductor laser functions as a light emitting diode (LED)
  • the irradiated light is not coherent light like laser light.
  • the light absorptance of the subject can also be obtained from the intensity of reflected or scattered light, and therefore can be measured even when functioning as a light emitting diode. For this reason, it is possible to measure the oxygen concentration contained in blood by appropriately using a combination of light of a plurality of different wavelengths.
  • the driving power is lower than when the laser beam is irradiated. Therefore, power consumption can be reduced by controlling the drive current of the semiconductor laser according to the measurement target.
  • the irradiating section generates the light source that generates a plurality of light source lights and the position where the generated light source lights are irradiated.
  • a reflecting mirror that reflects in the direction of the subject so that a plurality of light source lights become the plurality of irradiated lights;
  • the traveling direction of light emitted from a light source such as a semiconductor laser can be reflected by the reflecting mirror arranged in advance at an appropriate angle and directed toward the subject.
  • the “direction” in the direction of the subject refers to a direction toward the subject via an optical system such as a lens or another mirror in addition to the direction directly directed to the subject. It can also mean direction, in other words it means a broad direction.
  • the intensity of the light emitted from the laser element is maintained before and after reflection by the reflecting mirror and is appropriately controlled by a microlens.
  • the subject Since the subject is irradiated with a high power density, detection at the light receiving unit can be performed normally.
  • detection at the light receiving unit can be performed normally.
  • the reflecting mirror surface includes at least one of Au (gold), Cu (copper), A1 (aluminum), and Ag (silver). It may be configured so that
  • the reflecting mirror surface contains at least one of Au, Cu, A1, and Ag having high reflectivity, light having different wavelengths emitted from the irradiation unit is emitted.
  • the subject can be illuminated efficiently.
  • Au, Cu, A1, and Ag have high reflectivity with respect to different wavelength ranges, so any one of these can be used in response to light with different wavelengths.
  • a high-reflectivity reflecting mirror can be formed by forming a dielectric multilayer film having a laminated structure such as Si02 and Ti02 on the reflecting mirror surface.
  • At least one of the blood flow velocity and the blood oxygen saturation is calculated based on the detected light.
  • a calculation unit is further provided.
  • the blood flow velocity of each blood vessel having a different depth from the skin surface can be measured by utilizing the fact that the penetrating power of light into a living body depends on the wavelength. Specifically, by irradiating the surface of the living body with light, the light penetrating inside is reflected or scattered by the red blood cells flowing in the blood vessels, and the wavelength changes due to Doppler shift according to the moving speed of the red blood cells. . On the other hand, light scattered or reflected by skin tissue or the like that can be regarded as immobile to red blood cells reaches the light receiving section without changing the wavelength. When these lights interfere, an optical beat signal corresponding to the Doppler shift amount is detected in the light receiving unit. The optical beat signal is subjected to calculation processing such as frequency analysis by the calculation unit, thereby obtaining a blood vessel. It is possible to determine the blood flow velocity flowing through.
  • the blood flow velocity of blood vessels at depths corresponding to the respective wavelengths can be measured.
  • the distribution of blood flow velocity in the depth direction can be obtained.
  • blood oxygen saturation can be measured by utilizing the difference in absorbance and wavelength dependence between oxyhemoglobin and reduced hemoglobin. Specifically, the same part of the subject is irradiated with a plurality of lights having different wavelengths, and the intensity of reflected light in each light is measured. At this time, light is absorbed and reflected by hemoglobin contained in the blood of the subject, but the absorption rate differs depending on whether the hemoglobin is oxidized hemoglobin or reduced hemoglobin. Therefore, the intensity of the reflected light varies depending on the proportion of oxyhemoglobin (ie, blood oxygen saturation).
  • the absorbance of hemoglobin depends on the wavelength of light, and the absorbance of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin exhibits different characteristics depending on the wavelength of the irradiated light. Therefore, the intensity of the reflected light in each of a plurality of lights having different wavelengths irradiated at the same time is different. That is, it is possible to calculate the blood oxygen saturation level by using a plurality of lights having different wavelengths.
  • the biological information detection method of the present invention is a biological information detection method using a self-luminous sensor device in which an irradiation unit and a light receiving unit are arranged on a substrate.
  • the biological information detection method of the present invention for example, a plurality of lights having different wavelengths are emitted from one laser element, so that light of different wavelengths is used without complicating the light emitting process and the light receiving process. It is possible to detect living body information. In addition, since it is easy to irradiate the subject with different wavelengths of light, the biological information can be detected with extremely high accuracy.
  • FIG. 1 is a plan view showing a configuration of a sensor unit in a two-wavelength blood flow sensor device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line AA ′ in FIG.
  • FIG. 3 is a top view showing a configuration of a hybrid two-wavelength laser by bonding.
  • FIG. 4 is a top view showing a configuration of a monolithic two-wavelength laser.
  • FIG. 5 is a conceptual diagram showing an effective working distance of the two-wavelength blood flow sensor device.
  • FIG. 6 is a block diagram showing a configuration of a two-wavelength blood flow sensor device according to the first embodiment.
  • FIG. 7 is a conceptual diagram showing an example of how to use the two-wavelength blood flow sensor device.
  • FIG. 8 is a graph showing the relationship between absorbance and wavelength in hemoglobin.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view showing a human subcutaneous structure.
  • FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of a two-wavelength blood flow sensor device according to a second embodiment. Explanation of symbols
  • Laser diode drive circuit 220 1st switching circuit
  • FIG. 1 is a plan view showing the configuration of the sensor unit in the two-wavelength blood flow sensor device
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line ⁇ _ ⁇ ′ in FIG.
  • FIG. 3 is a top view showing a configuration of a hybrid two-wavelength laser by bonding
  • FIG. 4 is a top view showing a configuration of a monolithic two-wavelength laser.
  • FIG. 1 a transparent substrate having a microlens is not shown for convenience of explanation.
  • the sensor unit 100 of the two-wavelength blood flow sensor device includes a sensor unit substrate 110, a two-wavelength laser diode 120, a reflection mirror 130, The transparent substrate 145 having the microphone lens 140, the light shielding film 147, the photodiode 150, the electrode 160, and the fire spring 170 are omitted.
  • a two-wavelength laser diode 120 and a photodiode 150 are provided on the sensor unit substrate 110. These are arranged in an integrated manner, and each is electrically connected to the electrode 160 through the wire wiring 170. Further, the electrodes 160 are electrically connected to electrode pads (not shown) provided on the bottom of the sensor part substrate 110 by wiring (not shown) penetrating the sensor part substrate 110, respectively.
  • the configuration is such that the two-wavelength laser diode 120 can be driven by current injection and the signal from the photodiode 150 can be taken out of the sensor.
  • the two-wavelength laser diode 120 is, for example, a hybrid two-wavelength laser 121 by bonding.
  • the two-wavelength laser diode 120 is manufactured on a separate substrate and lasers having different wavelengths are used. Two semiconductor lasers to be emitted are bonded to each other at the stage of a laser wafer or a laser diode chip to form a single laser diode chip.
  • the hybrid two-wavelength laser 121 by this bonding since there is a high degree of freedom in the combination of the wavelengths of the emitted light, various combinations of the two-wavelength lasers can be realized regardless of the substrate.
  • the semiconductor lasers are integrated with each other by bonding, the light emitting points can be arranged in parallel with the substrate on which the semiconductor lasers are arranged. For this reason, it is possible to make the interval between the two laser emission points close to about several / im.
  • laser beams of different wavelengths (long wave light and short wave light) are emitted in the same direction from very close locations.
  • the two-wavelength laser diode 120 may be, for example, a monolithic two-wavelength laser 122 in which two semiconductor lasers are formed on one substrate.
  • the monolithic two-wavelength laser 122 has a lower degree of freedom in the combination of the wavelengths of the emitted light than the hybrid two-wavelength laser 121 1 by bonding described above. Since two laser parts are arranged on the same substrate, the semiconductor lasers are aligned in the direction along the substrate. For this reason, the distance between the two laser emission points is widened (typically around several hundreds zm), and the portion where the long wave light and short wave light overlap is the same as in the case of the hybrid two-wavelength laser 121 by bonding. Compared to narrow. Therefore, it is necessary to bring the light emitting points close to each other as described above. In this embodiment, it is preferable to use the hybrid two-wavelength laser 121 by bonding rather than the monolithic two-wavelength laser 122 in this embodiment.
  • a relatively low-cost Fabry-Perot (FP) laser is often used.
  • the FP laser uses longitudinal multimode oscillation, there is a risk that the measurement accuracy will be reduced due to the large amount of laser noise (ie, fluctuations in the output of the laser beam) caused by mode hopping.
  • the influence of laser noise can be reduced by using a self-excited oscillation laser (panoration laser) instead of the high-frequency superimposing circuit.
  • a distributed feedback (DFB) laser which is a dynamic longitudinal single-mode oscillation, as is the case with FP lasers.
  • DFB distributed feedback
  • the two-wavelength laser diode 120 is used as an example of the "irradiation unit".
  • a laser diode capable of emitting laser light having two or more wavelengths, that is, three or four wavelengths. By using, it is also possible to obtain more data in one measurement
  • the reflection mirror 130 is provided, for example, at a position where light of different wavelengths is directly irradiated from the two-wavelength laser diode 120, and reflects the light toward the subject, respectively. Since the reflected laser beams have different wavelengths, the reflection mirror 130 should have a high reflectivity for both wavelengths. For example, if Au, Cu, Al, or the like is coated on the surface, a reflection mirror having a high reflectance with respect to light having a wavelength of 600 ⁇ m to 1500 nm can be obtained. Further, when using a short-wavelength laser light having a wavelength force near S400 nm, it is preferable to use A1 or Ag having a high reflectance over a wider wavelength range. However, since A1 and Ag are easily oxidized, it is better to take anti-oxidation measures such as hermetic sealing.
  • the reflection mirror 130 may not be provided as long as the light from the two-wavelength laser diode 120 is directly emitted toward the subject.
  • the microlens 140 has two wavelengths as a part of the transparent substrate 145.
  • the incident laser light is converted into parallel light, and the intensity and utilization efficiency of the laser light are increased.
  • one microlens 140 may be provided for two light emission points. Therefore, the diameter of the microlens 140 can be increased, and the utilization efficiency of laser light (coupling efficiency to the lens) can be increased.
  • the photodiode 150 is arranged side by side on the same substrate as the two-wavelength laser diode 120, for example, and detects light reflected or scattered from the subject. Specifically, information on the intensity of light can be obtained by converting light into an electrical signal.
  • the transparent substrate 145 above the photodiode 150 is provided with a plurality of light shielding films 147 to limit the light incident on the photodiode 150. Therefore, only light from directly above (that is, from the upper direction to the lower direction in FIG. 2) enters the photodiode 150. Therefore, light that does not need to be detected can be prevented from entering the photodiode 150, and detection accuracy can be improved.
  • light having different wavelengths is emitted sequentially, so that the light can be separated for each wavelength by time division. Therefore, the device can be downsized with only one photodiode.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing the effective working distance of the two-wave blood flow sensor device.
  • the lens diameter of the microlens 140 is ⁇
  • the focal length is f
  • the distance between the light emitting points 1201 and 1202 of the two-wavelength laser diode is d
  • the effective working distance of the device ie, Assuming that Weff is the distance at which the same part can be irradiated with light of different wavelengths, the relationship between them is expressed as Weff (i> f / d. Therefore, the larger the lens diameter ( ⁇ >), The smaller the light emitting point interval d is, the larger the effective working distance Weff is, so in the present invention in which the microlens 140 can be enlarged and the light emitting point interval d can be reduced, the effective working distance is enlarged.
  • FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of the two-wavelength blood flow sensor device according to the first embodiment.
  • the two-wavelength blood flow sensor device according to the present embodiment includes a laser diode drive circuit 210, a first switching circuit 220, and a photodiode amplifier. 230, A / D (Analog to Digital) converter 240, second switching circuit 250, first blood flow velocity DSP (Digital Signal Processor) 260, second first blood flow velocity DSP 270, It is equipped with DSP 280 for autonomic nervous function evaluation and DSP290 for blood oxygen saturation.
  • DSP Digital Signal Processor
  • the signal power from the laser diode drive circuit 210 is output by the first switching circuit 220 by alternately switching between emission of long wave light (eg, wavelength 830 nm) and emission of short wave light (eg, wavelength 780 nm).
  • emission of long wave light eg, wavelength 830 nm
  • emission of short wave light eg, wavelength 780 nm
  • light of different wavelengths is sequentially emitted from the two-wavelength laser diode 120.
  • the emitted light is reflected or scattered by the subject, and the light is detected by the photodiode 150.
  • power consumption with a low drive current can be reduced as compared with the case where light is emitted simultaneously.
  • each light can be divided by a common photodiode 150 by time division.
  • the electric signal obtained by the photodiode 150 is amplified by the photodiode amplifier 230 and then converted into a digital signal by the A / D converter 240.
  • the digital signal is time-divided into a signal by the long wave light and a signal by the short wave light by using the light emission time information obtained from the first switching circuit 220.
  • the signal is divided in advance by the second switching circuit 250 and then sent to the first blood flow velocity DSP 260 and the second blood flow velocity DSP 270, respectively.
  • a plurality of photodiodes may be provided for each wavelength.
  • the first blood flow velocity DSP 260 and the second blood flow velocity DSP 270 by performing a predetermined calculation process, blood flow velocity due to long wave light (that is, a deep blood vessel) and short wave light ( That is, the blood flow velocity (of a shallow blood vessel) is calculated.
  • the calculated blood flow velocities are sent to the autonomic nervous function evaluation DSP 280, where comparison calculation processing is performed, thereby obtaining data representing a psychological state such as the degree of tension or relaxation of the subject.
  • the blood oxygen saturation DSP 290 the blood oxygen saturation is calculated.
  • the DSP280 for autonomic nervous function evaluation uses the blood oxygen saturation calculated by the DSP290 for blood oxygen saturation in addition to the blood flow velocity at different depths to perform more accurate measurement. be able to.
  • FIG. 7 is a conceptual diagram showing an example of how to use the two-wavelength blood flow sensor device
  • FIG. 8 is a graph showing the relationship between absorbance and wavelength in hemoglobin.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view showing a human subcutaneous structure.
  • the two-wavelength blood flow sensor device irradiates a fingertip 500 of a subject with laser light from a two-wavelength laser diode 120, thereby causing a blood flow velocity. Measure.
  • the laser beam irradiation site is a site where capillaries are densely distributed at a position relatively close to the epidermis (eg, hands, feet, face, ears, etc.).
  • the laser light applied to the fingertip 500 penetrates to different depths depending on the respective wavelengths, and is reflected or scattered by biological tissues such as blood and skin cells of the subject.
  • Doppler shift occurs in the light reflected or scattered by the red blood cells flowing in the blood vessels, and the wavelength of the light changes depending on the moving speed of the red blood cells, that is, the blood flowing speed.
  • light scattered or reflected by skin cells that can be considered immobile to red blood cells does not change in wavelength.
  • an optical beat signal corresponding to the Doppler shift amount is detected in the photodiode 150.
  • the optical beat signal detected by the photodiode 150 is frequency-analyzed to calculate the Doppler shift amount, and the blood flow velocity can be calculated accordingly.
  • the sampling period for data collection should be at least twice the fluctuation period of the physiological phenomenon to be measured. For example, when the measurement target is limited to a human heartbeat, it is typically 1Hz, and even at high speeds it is around 4Hz, so the sampling period should be 8Hz or more. To satisfy this condition for multiple wavelengths, multiply the number of wavelengths used for measurement.
  • the absorbance differs between oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, and the absorbance varies with the wavelength of light. Therefore, by the measurement using light of different wavelengths as described above, the ratio of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, that is, blood oxygen saturation can be calculated simultaneously with the blood flow velocity.
  • the wavelength of light used for measurement is preferably 700 nm light and 900 nm light, for which the difference in absorbance between oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin is larger. Conversely, if light with a wavelength of around 800 nm is used, there is not much difference in absorbance, so there is a risk that proper measurement cannot be performed.
  • the change in wavelength due to the Doppler shift is not measured, and thus the emitted light may not be coherent light like laser light. . Therefore, it may be configured to function as a light emitting diode by controlling the drive current of the two-wavelength laser diode 120.
  • the driving current is lower than the laser oscillation threshold, so the power consumption during driving decreases. Therefore, power consumption can be reduced by controlling the drive current of the semiconductor laser according to the measurement target.
  • arteriole 410 and venule 420 are distributed in the dermis tissue.
  • Capillaries 430 branched from arteriole 410 are distributed toward the vicinity of the epidermis, and one end is connected to venule 420.
  • the precapillary sphincter 440 which acts like a valve, is located to control the amount of blood flowing from arteriole 410 to capillary 430. Yes. That is, by simultaneously measuring the blood flow velocity of the capillary 430 and the blood flow velocity of the arteriole 410, the movement of the precapillary sphincter 440 can be predicted.
  • anterior capillary sphincter 440 is controlled by the sympathetic nerve, a psychological state can be predicted from the movement of the anterior capillary sphincter 440. Therefore, by measuring the blood flow velocity of capillaries 430 and arterioles 410 at different depths, the movement of the precapillary sphincter 440 is predicted. Then, it becomes possible to further predict the psychological state of the subject.
  • the blood flow velocity fluctuates due to the influence of psychological factors, but also fluctuates due to the influence of respiration.
  • the state can be predicted.
  • blood oxygen saturation which can be measured simultaneously with blood flow velocity, fluctuates under the influence of respiration, and has a characteristic that it is not affected by psychological factors. Therefore, by comparing both the blood flow velocity and the blood oxygen saturation, it is possible to remove the influence of respiration variation from the blood flow velocity and extract only the components that vary depending on the psychological state. Therefore, if simultaneous measurement of blood flow velocity and oxygen saturation is possible, the psychological state of the subject can be predicted with higher accuracy.
  • FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of the two-wavelength blood flow sensor device according to the second embodiment.
  • the second embodiment is similar in structure to the first embodiment in that light of different wavelengths is emitted simultaneously instead of sequentially. Therefore, here, mainly the parts different from the first embodiment will be described, and the description of the same parts will be omitted as appropriate.
  • the sensor unit 200 of the two-wavelength blood flow sensor device according to the second embodiment emits light of different wavelengths at the same time. Therefore, the photodiode 150 corresponding to each of the long wave light and the short wave light is used. Is provided. For this reason, a photodiode amplifier 230 and an A / D converter 240 are provided for each photodiode 150.
  • the long-wave light and the short-wave light are simultaneously emitted from the two-wavelength laser diode 120 by the signal output from the laser diode drive circuit 210.
  • the first switching circuit 220 (see FIG. 6) used in the first embodiment may not be provided.
  • two photodiodes 150 each having an optical bandpass filter are used.
  • each signal is directly used as the first blood flow velocity DSP 260, the second blood flow velocity DSP 270, and the blood flow.
  • the result can be calculated by sending it to DSP290 for medium oxygen saturation.
  • the second embodiment since light of different wavelengths is irradiated at the same time, measurement at the same time using light of two wavelengths becomes possible. Therefore, highly accurate measurement can be performed, for example, when measuring a parameter that changes in a very short time. In addition, processing for information obtained from light of different wavelengths can be performed at the same time, so the time required for measurement can be reduced.
  • the present invention can be widely applied to the field of so-called medical engineering, for example, as a blood flow sensor device.
  • medical engineering for example, as a blood flow sensor device.
  • it can be downsized to the extent that it can be worn at all times. Therefore, it can be applied to, for example, earphones and wristwatches for hearing aids that constantly monitor the health status of elderly people. .
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments, and can be appropriately changed without departing from the scope or spirit of the invention that can be read from the claims and the entire specification, and is accompanied by such changes.
  • a self-luminous sensor device and a biological information detection method using the self-luminous sensor device are also included in the technical scope of the present invention.
  • the self-luminous sensor device and the biological information inspection method using the self-luminous sensor device according to the present invention can measure, for example, blood flow velocity, etc. It can be used for equipment.

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Description

明 細 書
自発光型センサ装置及び生体情報の検出方法
技術分野
[0001] 本発明は、例えば血流速度等を測定することが可能な自発光型センサ装置、及び 該自発光型センサ装置を用いた生体情報の検査方法の技術分野に関する。
背景技術
[0002] この種の自発光型センサ装置として、レーザ光等の光を物体に照射し、その反射 又は散乱の際におけるドップラーシフトによる波長の変化により、物体の速度等を算 出するものがある。例えば 2個のレーザダイオードから夫々異なる波長のレーザ光を 照射することで、深さの異なる血管の血流量計測が行えるという血流計測装置が提 案されてレ、る（特許文献 1参照)。
[0003] 特許文献 1 :特開 2004— 229920号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] し力しながら、上述したような技術によれば、異なる波長の光による計測を行うため にはレーザ素子が少なくとも 2個配置されていなければならず、それにより装置の大 型化を招くという技術的問題点がある。また、異なる波長のレーザ光の出射場所が夫 々異なるため、同一部位における計測が非常に困難であるという技術的問題点もあ る。
[0005] 本発明は、例えば上述した問題点に鑑みなされたものであり、小型化に適しており 、生体情報などの、被検体における所定種類の情報を、高精度で検出可能な自発 光型センサ装置、及びこれを用いて高精度の生体情報を検出可能な検出方法を提 供することを課題とする。
課題を解決するための手段
[0006] 本発明の自発光型センサ装置は上記課題を解決するために、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力 の光を、前記波長別に検出する受光部とを備 んる。
[0007] 本発明に係る自発光型センサ装置によれば、その検出時には、例えば半導体レー ザを含む、照射部により、波長の相異なる複数の光が、例えば、生体の一部である被 検体に対し照射される。し力も、複数の光は、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（以下適宜「同一部位への照射」という）される。尚、同一部位と は、被検体の深さ方向について言えば、相異なる深度を有する箇所を意味し得る。ま た、「少なくとも部分的に相互に重なる」とは、光が照射される被検体の面上において 、複数の光が相互に重なり合う部分が大なり小なり存在するという意味である。
[0008] 複数の光は、例えば単一の半導体レーザから、順次に又は同時に照射される。ここ で仮に、波長の異なる光を 2つの半導体レーザから照射しょうとした場合、単純計算 で配置面積が 2倍以上になってしまう。これに対し、配置面積の増大を防ぐため、半 導体レーザを通常より狭い面積に或いはより近接して配置しょうとすると、例えばチッ プ実装や配線等の難易度が高まり、歩留まりが低下してしまうという問題を生ずる。
[0009] しかるに本発明では特に、異なる波長の複数の光を、例えば近接した発光部を持 つた単一の半導体レーザ部などの、照射部から照射するので、その配置面積は大幅 に縮小可能となる。よって、自発光型センサ装置の小型化、及び異なる波長の光を 同一部位へ照射することが容易となる。特に、波長の異なる複数の光の発光点が近 接して単一の半導体レーザ部内に配置される構成を採ることで、例えばチップ実装 や配線等の難易度は低くて済み、製造歩留まりを向上可能となる。また、例えば単一 の集光レンズなどの同一光学系を介して、これらの光を被検体の同一部位に照射す ることが容易となる。
[0010] また、このように照射された複数の光に起因する被検体からの光は、例えば受光素 子を含む、受光部により検出される。ここに「複数の光に起因する被検体からの光」と は、反射、散乱、回折、屈折、透過、ドップラーシフトされた光、及びそれらの光による 干渉光などの、被検体に照射された複数の光に起因する光を意味する。典型的には 、反射及び散乱した光、又はドップラーシフトされた光、及びそれらの光による干渉光 である。力かる異なる波長の複数の光に起因した光の検出 ·分離は、例えば異なる波 長の複数の光を時分割で交互に発光させ、単一の受光部によって受光を行った後、 時分割処理によって波長分離を行う方法や、夫々の波長に対応した専用の受光部 を複数配置することなどによって波長分離を行う方法などによって、順次若しくは同 時並列処理で検出できる。そのため、異なる波長の光夫々によって、例えば生体情 報などの情報を得ることができる。例えば一の波長の光照射によって得られた情報と 、他の波長の光照射によって得られた情報とを比較して、新たな情報を導出すること も可能である。
[0011] ここで本発明では特に、照射部と受光部とは、同一基板上に配置されており、例え ば、集積回路として近接して配置することも可能である。照射部と受光部とを同一基 板上に配置することにより、照射部及び受光部夫々の配置面積は縮小される。従つ て、装置全体の小型化が可能となる。
[0012] 以上のように本発明によれば、 自発光型センサ装置における小型化が可能となり、 しかも、生体情報などの、被検体における所定種類の情報を、高精度で検出可能と なる。
[0013] 本発明の自発光型センサ装置の一態様では、前記照射部は、前記複数の光に共 通の光学系を介して、照射する。
[0014] この態様によれば、照射部より発光した光は、例えば 1つのマイクロレンズを介して 被検体に照射される。ここでマイクロレンズは、照射光を平行光とすることにより、被検 体とマイクロレンズの距離によらず、被検体表面上にぉレ、て照射光のエネルギー密 度を一定とするために機能する。
[0015] ここで仮にマイクロレンズを複数配置しょうとすると、配置するスペースが限られるた め、物理的にレンズ径は小径にならざるを得ない。レンズ径が小径であると、照射光 の強度の低下、又はレーザ素子から発光した光の利用効率（レンズへの結合効率） 低下をもたらし、結果として SNR (Signal to Noise Ratio)の低下や消費電力の増大を 引き起こす。
[0016] しかるに本発明では特に、異なる波長の光の発光点が近接しており 1つのレーザ素 子内に配置されているため、異なる波長の光夫々に対して、共通のマイクロレンズが 1つあればよい構成を容易に構築できる。よって、マイクロレンズのレンズ径の大型化 が可能であり、照射光の強度及びレーザ素子から発光した光の利用効率を高めるこ とができる。従って、より SNRが良好で低消費電力である自発光型センサ装置を実 現することが可能である。
[0017] 本発明の自発光型センサ装置の他の態様では、前記照射部は、順次に前記複数 の光を照射し、前記受光部は、時分割で前記被検体からの光を前記波長別に検出 する。
[0018] この態様によれば、異なる波長の光は、照射部から夫々順次に照射されるため、異 なる波長の光が夫々同時に照射されることはなレ、。即ち、一の波長の光が照射され ている時刻においては、他の波長の光は照射されない。よって、受光部が 1つであつ ても、時分割によつて光を波長別に検出することが容易となる。従って、受光部を波 長毎に複数設けなくともよぐセンサの効果的な小型化が行える。また、異なる波長の レーザ夫々を順次駆動しているため、時間当たりの駆動電流値を低く設定することが でき、消費電力の低減が可能となる。
[0019] 本発明の自発光型センサ装置の他の態様では、前記照射部は、同時に前記複数 の光を照射し、前記受光部は、前記被検体からの光を前記波長別に検出する複数 の受光素子を有する。
[0020] この態様によれば、異なる波長の光は、照射部から夫々同時に照射されるため、夫 々の光から同時刻における情報を得ることができる。よって、例えば極めて短時間で 変化してしまうパラメータを計測する場合等に精度の高い計測が行える。更に、異な る波長の光夫々から得られる情報に対する処理が同時に行えるようになるため、計測 にかかる時間を短縮することができる。
[0021] 尚、受光部においては、照射時の波長夫々に対応した複数の受光素子を設けるこ とで、確実に波長別の検出が行える。
[0022] 本発明の自発光型センサ装置の他の態様では、前記照射部及び前記受光部は、 前記基板上に集積されている。
[0023] この態様によれば、照射部及び受光部が集積されているため、夫々の配置面積は 縮小し、より小型化することが可能となる。小型化により、例えば装置を据え置き型で はなく携帯型にする等、利用の幅を広げることができる。 [0024] 本発明の自発光型センサ装置の他の態様では、前記照射部は、前記複数の光とし て複数のレーザ光を発生させる半導体レーザを有する。
[0025] この態様によれば、照射部の半導体レーザに、レーザ発振閾値より高い電流が流 れるように電圧を印可することでレーザ光を照射することができる。レーザ光は波長の 違いによって、例えば生体等への浸透力が異なるという性質を持っている。この性質 を利用することで、被検体の様々な深度における測定が可能となる。
[0026] 上述した照射部が半導体レーザを有する態様では、前記半導体レーザは、駆動電 流をレーザ発振閾値より低くすることで、発光ダイオードとして機能するように構成し てもよい。
[0027] このように構成すれば、半導体レーザを発光ダイオード（Light Emitting Diode： LE D)として機能させるため、照射される光はレーザ光のように可干渉性 (コヒーレンス） の光ではないため、例えば血管中の赤血球の移動速度に起因した光のドップラーシ フトによる波長変化を利用した計測には適していないが、赤血球の光学的吸収に起 因する光の強度の変化等を利用した計測は可能である。例えば、被検体の光の吸収 率は、反射又は散乱された光の強度からも求められるので、発光ダイオードとして機 能させた場合でも計測可能である。そのため異なる複数の波長の光を組み合わせて 適宜用いることで、血液中に含まれる酸素濃度を計測することが可能である。
[0028] 半導体レーザを発光ダイオードとして機能させる場合は、レーザ光を照射させる場 合と比較して駆動電力が低い。従って、計測対象により半導体レーザの駆動電流を 制御することで、消費電力を低減することが可能である。
[0029] 本発明の自発光型センサ装置の他の態様では、照射部は、複数の光源光を発生 させる光源と、該発生された複数の光源光が照射される位置に、該発生された複数 の光源光が、前記照射された複数の光となるように、前記被検体の方向に反射する 反射鏡とを備える。
[0030] この態様によれば、例えば半導体レーザなどの光源から照射された光の進行方向 を、予め適切な角度で配置された反射鏡によって反射して、被検体の方向へと向け ることが可能である。ここに、被検体の方向における「方向」とは、直接的に被検体へ 向力う方向の他、例えばレンズや他のミラーなどの光学系を介して被検体へ向力う方 向をも意味し得る、いわば広義の方向を意味する。また、異なる波長の光夫々に対し て高レ、反射率を持つ反射鏡を用いてレ、るため、レーザ素子から出射した光の強度は 反射鏡による反射の前後で維持され、マイクロレンズによって適当なパワー密度を保 つたまま被検体へ照射されるため、受光部での検出が正常に行えることになる。尚、 本発明では異なる波長の光が近接した発光点より照射されるため、 1つの反射鏡で 波長の異なる光夫々を反射させることが可能である。
[0031] 上述した反射鏡を更に備える態様では、前記反射鏡表面は、 Au (金）と、 Cu (銅）と 、 A1 (アルミニウム）と、 Ag (銀）とのうち少なくとも 1つを含んでいるように構成してもよ い。
[0032] この場合には、反射鏡表面が反射率の高い Auと、 Cuと、 A1と、 Agとのうち少なくと も 1つを含んでいるため、照射部から出射した波長の異なる光を効率よく被検体に照 射させることができる。また、 Auと、 Cuと、 A1と、 Agとは夫々異なる範囲の波長に対し て高反射率を有しているので、照射する異なる複数の波長の光に対応して、これらの うちのいずれ力、又は複数の金属を組み合わせて適宜使用することで、それぞれの 波長に対して高反射率を有する反射鏡とすることが可能である。また、上述した金属 の他に、反射鏡表面に例えば Si02及び Ti02などの積層構造からなる誘電体多層 膜を形成し、高反射率の反射鏡を形成することができる。
[0033] 本発明の自発光型センサ装置の他の態様では、前記検出された光に基づいて、前 記被検体に係る血流速度及び血中両酸素飽和度のうち少なくとも一つを算出する算 出部を更に備える。
[0034] この態様によれば、光の生体への浸透力が波長に依存することを利用して、皮膚 表面からの深度の異なる血管夫々の血流速度を計測することができる。具体的には 、光を生体の表面に照射することにより、内部に浸透した光が血管中を流れる赤血球 によって反射又は散乱され、赤血球の移動速度に応じたドップラーシフトを受けて波 長が変化する。一方、赤血球に対して不動と見なせる皮膚組織などによって散乱又 は反射された光は、波長が変化することなく受光部に到達する。これらの光が干渉す ることにより、受光部においてドップラーシフト量に対応した光ビート信号が検出され る。この光ビート信号を算出部で周波数解析等の演算処理等を行うことにより、血管 中を流れる血流速度を求めることが可能である。
[0035] 本発明では特に、照射する光に複数の異なる波長の光を用いるため、夫々の波長 に対応した深度にある血管の血流速度を計測することができる。異なる深度の血管 の血流速度を計測することで、深さ方向の血流速度の分布を得ることができる。血流 速度の分布を得ることにより、例えば表面付近に位置する毛細血管と、毛細血管より 深い位置にある細動脈との血流速度の差から、心理的な緊張度等を推測することが 可能となる。
[0036] また、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光度の違い及び波長依存性を利 用して、血中酸素飽和度を計測することができる。具体的には、複数の波長の異なる 光を被検体の同一部位へ照射し、夫々の光における反射光の強度を測定する。この 際、光は被検体の血液に含まれるヘモグロビンによって吸収及び反射されるが、へ モグロビンが酸化ヘモグロビンか還元ヘモグロビンかによつて吸収率が異なる。その ため、反射光の強度は酸化ヘモグロビンの割合 (即ち、血中酸素飽和度）によって変 化する。また、ヘモグロビンの吸光度は光の波長に依存しており、酸化ヘモグロビン 及び還元ヘモグロビンの夫々の吸光度は照射される光の波長によって異なる特性を 示す。よって、同時に照射される波長の異なる複数の光夫々における反射光の強度 は夫々異なる。即ち、波長の異なる複数の光を用いることによって血中酸素飽和度を 算出すること力 Sできる。
[0037] 尚、本発明では特に、上述した血流速度及び血中酸素飽和度の計測を同時に行う こと力 Sできる。血中酸素飽和度と血流速度とを同時に計測することにより、例えば血 流速度計測によって得られた信号から、血中酸素飽和度計測によって得られた呼吸 による変動信号成分を除去することが可能になり、被検体の心理状態による血流速 度変動を、より高い精度で検出することが可能になる。
[0038] 本発明の生体情報の検出方法では上記課題を解決するために、基板上に照射部 と、受光部とが配置される自発光型センサ装置を用いた生体情報の検出方法であつ て、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 に照射する照射工程と、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 、前記被検体に係る生体情報を示すものとして、前記波長別に検出する受光工程と を備える。
[0039] 本発明の生体情報の検出方法によれば、例えば 1つのレーザ素子から波長の異な る複数の光を照射するため、発光工程及び受光工程を複雑化させることなぐ異なる 波長の光を用いた生体情報の検出が行える。また、被検体に対する異なる波長の光 の同一部位への照射も容易になるため、生体情報の検出を極めて高い精度で行うこ とがでさる。
[0040] 本発明の作用及び他の利得は次に説明する実施するための最良の形態から明ら 力にされる。
図面の簡単な説明
[0041] [図 1]本発明の実施形態に係る、 2波長血流センサ装置におけるセンサ部の構成を 示す平面図である。
[図 2]図 1の A— A '断面図である。
[図 3]ボンディングによるハイブリッド 2波長レーザの構成を示す上面図である。
[図 4]モノリシック 2波長レーザの構成を示す上面図である。
[図 5]2波長血流センサ装置の有効作動距離を示す概念図である。
[図 6]第 1実施形態に係る、 2波長血流センサ装置の構成を示すブロック図である。
[図 7]2波長血流センサ装置の使用法の一例を示す概念図である。
[図 8]ヘモグロビンにおける吸光度と波長との関係を示すグラフである。
[図 9]人間の皮下構造を示す断面図である。
[図 10]第 2実施形態に係る、 2波長血流センサ装置の構成を示すブロック図である。 符号の説明
[0042] 100、 200 センサ部
110 センサ部基板
120、 121、 122 2波長レーザダイオード
130 反射ミラー
140 マイクロレンズ
150 フォトダイオード
210 レーザダイオードドライブ回路 220 第 1スイッチング回路
230 フォトダイオードアンプ
240 A/D変換器
250 第 2スイッチング回路
260 第 1血流速度用 DSP
270 第 2血流速度用 DSP
280 自律神経機能評価用 DSP
290 血中酸素飽和度用 DSP
410 細動脈
420 細静脈
430 毛細血管
440 前毛細血管括約筋
発明を実施するための最良の形態
[0043] 以下では、本発明の実施形態について図を参照しつつ説明する。以下の実施形 態では、本発明の自発光型センサ装置の一例である 2波長血流センサ装置を例にと る。
[0044] 先ず、本発明の第 1実施形態に係る 2波長血流センサ装置のセンサ部の構成につ いて図 1から図 4を参照して説明する。ここに図 1は、 2波長血流センサ装置における センサ部の構成を示す平面図であり、図 2は、図 1の Α_Α'断面図である。また図 3 は、ボンディングによるハイブリッド 2波長レーザの構成を示す上面図であり、図 4は、 モノリシック 2波長レーザの構成を示す上面図である。
尚、図 1においては、説明の便宜上、マイクロレンズを有する透明基板の図示を省略 してある。
[0045] 図 1及び図 2に示すように、第 1実施形態に係る 2波長血流センサ装置のセンサ部 1 00は、センサ部基板 110と、 2波長レーザダイオード 120と、反射ミラー 130と、マイク 口レンズ 140を有する透明基板 145と、遮光膜 147と、フォトダイオード 150と、電極 1 60と、フィヤー酉 泉 170とを備免る。
[0046] センサ部基板 110上には、 2波長レーザダイオード 120と、フォトダイオード 150とが 集積して配置されており、夫々がワイヤー配線 170を通して電極 160と電気的に接 続される。さらに電極 160はセンサ部基板 110を貫通する配線（図示せず）によって センサ部基板 110の底部に設けられた電極パッド（図示せず）に夫々電気的に接続 されており、センサ部外部からの電流注入による 2波長レーザダイオード 120の駆動 と、フォトダイオード 150からの信号をセンサ外部へ取り出すことを可能とするような構 成になっている。
[0047] 図 3に示すように、 2波長レーザダイオード 120は、例えばボンディングによるハイブ リツド 2波長レーザ 121であり、具体的には、別々の基板上に作製され、相互に異な る波長のレーザを出射する 2つの半導体レーザを、レーザウェハ又はレーザダイォー ドチップの段階で互いに貼り合わせることにより単一のレーザダイオードチップとした ものである。このボンディングによるハイブリッド 2波長レーザ 121によれば、出射する 光の波長の組み合わせの自由度が高いため、基板の如何によらず、様々な組み合 わせの 2波長レーザが実現可能である。また、半導体レーザを互いにボンディングに より集積するため、半導体レーザが配置されている基板と垂直方向に、発光点を並 ベて配置することが可能である。このため、 2つのレーザ発光点の間隔を数/ i m程度 に近接させることが可能である。発光点を相互に近接させることで、図に示すように、 異なる波長のレーザ光（長波光及び短波光）が非常に近接した場所から同一方向に 出射することになるため、マイクロレンズ 140等の光学系により集光を行う場合に、 2 つの発光点からのレーザ光を共通のレンズで集光できる、及び被検体の同一部位へ の照射が容易になる等の有益な効果が得られる。
[0048] 図 4に示すように、 2波長レーザダイオード 120は、例えば 1つの基板上に、 2つの 半導体レーザが作りこまれたモノリシック 2波長レーザ 122であってもよレ、。但し、モノ リシック 2波長レーザ 122は、上述したボンディングによるハイブリッド 2波長レーザ 12 1と比べて、出射する光の波長の組み合わせの自由度が低い。また、同一基板上に 2つのレーザ部を配置しているため、半導体レーザは夫々、基板に沿った方向に並 ぶ。このため、 2つのレーザ発光点の間隔は広がってしまレ、（典型的には、数百 z m 程度）、長波光及び短波光が重なる部分は、ボンディングによるハイブリッド 2波長レ 一ザ 121の場合と比較して狭くなる。従って、上述したような、発光点を近接させるこ とにより得られる効果が薄いため、本実施形態においては、モノリシック 2波長レーザ 122より、ボンディングによるハイブリッド 2波長レーザ 121を用いる方が望ましい。
[0049] 上述した 2波長レーザダイオード 120の半導体レーザには、例えば比較的安価で あるフアブリペロー型（FP)レーザが用いられることが多レ、。しかしながら、 FPレーザ は縦多モード発振であるため、モードホップ等に起因するレーザノイズ (即ち、レーザ 光の出力変動）が多ぐ測定の精度を低下させるおそれがある。この問題に対しては 、高周波重畳回路を設けて高周波を重畳し、レーザノイズを低減することが可能であ る。また、高周波重畳回路に代えて、 自励発振レーザ (パノレセーシヨンレーザ）を利用 することによつてもレーザノイズの影響を低減させることができる。また FPレーザでは なぐ動的縦単一モード発振である分布帰還型（DFB)レーザを用いてレーザノイズ を低減させることも可能である。
[0050] 尚、本実施形態においては、「照射部」の一例として 2波長レーザダイオード 120を 用いているが、例えば 2波長以上、即ち 3波長や 4波長のレーザ光を出射可能なレー ザダイオードを用いることで、一度の計測で更に多くのデータを得ることも可能である
[0051] 反射ミラー 130は、例えば 2波長レーザダイオード 120から異なる波長の光が直接 照射される位置に設けられ、光を夫々被検体方向に反射する。反射するレーザ光は 夫々波長が異なるため、反射ミラー 130はその両方の波長に対して高反射率を有し ている方がよレ、。例えば、 Au、 Cu、 Al等を表面にコーティングすれば、波長が 600η m〜： 1500nmの光に対して高反射率を有する反射ミラーが得られる。また、更に波長 力 S400nm付近の短波長レーザ光を用いる場合は、より広い波長範囲に対して高い 反射率を有する A1又は Ag等を用いることが好ましい。但し、 A1及び Agは酸化されや すいため、例えば気密封止する等の酸化防止策をとつた方がよい。
[0052] 更に、複数の材料を組み合わせることにより、より広い範囲の波長に対して高反射 率を有するように構成することも可能である。尚、 2波長レーザダイオード 120からの 光が、直接被検体の方向に出射されるように構成すれば、反射ミラー 130は設けられ ずともよい。
[0053] マイクロレンズ 140は、例えば図 2に示すように、透明基板 145の一部として、 2波長 レーザダイオード 120の上部に設けられ、入射するレーザ光を平行光とし、強度及び レーザ光の利用効率を高める。上述したように、本発明ではレーザ光の発光点が近 接しているため、マイクロレンズ 140は 2つの発光点に対して 1つ設けられればよい。 このため、マイクロレンズ 140の直径拡大が可能となり、レーザ光の利用効率（レンズ への結合効率）を高めることができる。
[0054] フォトダイオード 150は、例えば 2波長レーザダイオード 120と同じ基板上に並んで 配置され、被検体から反射又は散乱された光を検出する。具体的には、光を電気信 号に変換することにより光の強度に関する情報を得ることができる。尚、フォトダイォ ード 150の上部の透明基板 145には、複数の遮光膜 147が設けられ、フォトダイォー ド 150に入射する光を制限している。このためフォトダイオード 150には、真上からの (即ち、図 2における上方向から下方向への）光のみが入射する。よって、検出しなく てもよい光がフォトダイオード 150に入射するのを防止し、検出の精度を高めることが できる。本実施形態に係る 2波長血流センサ装置においては、波長の異なる光が夫 々順次に出射されるため、時分割することにより、光を波長毎に分離することができる 。よって、フォトダイオードは 1つあればよぐ装置の小型化が実現できる。
[0055] 次に、本実施形態に係る 2波長血流センサ装置の有効作動距離について、図 5を 参照して説明する。ここに図 5は、 2波長血流センサ装置の有効作動距離を示す概 念図である。
[0056] 図 5に示すように、マイクロレンズ 140のレンズ直径を φ、焦点距離を f、 2波長レー ザダイオードの発光点 1201と、 1202との間隔を d、装置の有効作動距離 (即ち、異 なる波長の光の同一部位への照射が行える距離）を Weffとすると、これらの間には、 Weffく（i> f/dなる関係が成り立つ。よって、レンズ直径 (ί>は大きいほど、発光点間 隔 dは小さレ、ほど、有効作動距離 Weffが拡大する。よって、マイクロレンズ 140の拡 大化、及び発光点間隔 dの縮小が可能である本発明においては、有効作動距離を 拡大し、発明の利用の幅を広げることが可能である。
[0057] 次に、本実施形態に係る自発光型センサ装置全体の構成及び動作の流れについ て、図 6を参照して説明する。ここに図 6は、第 1実施形態に係る 2波長血流センサ装 置の構成を示すブロック図である。 [0058] 図 6に示すように、本実施形態に係る 2波長血流センサ装置は、上述したセンサ部 100にカロえ、レーザダイオードドライブ回路 210と、第 1スイッチング回路 220と、フォ トダイオードアンプ 230と、 A/D (Analog to Digital)変換器 240と、第 2スイッチング 回路 250と、第 1血流速度用 DSP (Digital Signal Processor) 260と、第 2第 1血流速 度用 DSP270と、 自律神経機能評価用 DSPと 280、血中酸素飽和度用 DSP290と を備える。
[0059] 先ず、レーザダイオードドライブ回路 210からの信号力 第 1スイッチング回路 220 によって長波光（例えば波長 830nm)の出射と、短波光（例えば波長 780nm)の出 射とに交互に切り替えて出力されることにより、 2波長レーザダイオード 120から異な る波長の光が順次に出射する。出射された光は、被検体によって反射又は散乱され 、その光がフォトダイオード 150によって検出される。尚、本実施形態においては、異 なる波長の光を順次に出射しているため、光を同時出射する場合と比較して駆動電 流が低ぐ消費電力を低減できる。また、同時刻に波長の異なる複数の光が出射され ることがないため、夫々の光を共通のフォトダイオード 150で時分割により分割可能 である。
[0060] フォトダイオード 150によって得られた電気信号は、フォトダイオードアンプ 230によ り増幅された後、 A/D変換器 240によりデジタル信号へと変換される。デジタル信 号は、第 1スイッチング回路 220から得られる光の出射時刻情報を用いて、長波光に よる信号と短波光による信号とに時分割される。特に血流速度の算出においては、 予め第 2スイッチング回路 250により信号が分割された後に、第 1血流速度用 DSP2 60と第 2血流速度用 DSP270との夫々に送られる。尚、この第 2スイッチング回路 25 0による分割作業を省略するために、フォトダイオードを波長毎に複数設けてもよい。
[0061] 第 1血流速度用 DSP260及び第 2血流速度用 DSP270では、所定の演算処理を 行うことにより、長波光による（即ち、深度の深い血管の）血流速度と、短波光による（ 即ち、深度の浅い血管の）血流速度とが算出される。算出された血流速度は夫々自 律神経機能評価用 DSP280に送られ、そこで比較演算処理が行われることにより、 例えば被検体の緊張度やリラックス度といった、心理的な状態を表すデータが得られ る。一方、血中酸素飽和度用 DSP290においては、血中酸素飽和度が算出される。 尚、 自律神経機能評価用 DSP280においては、異なる深度の血流速度に加えて、 血中酸素飽和度用 DSP290で算出される血中酸素飽和度を用いることによって、よ り精度の高い測定を行うことができる。
[0062] 次に、本実施形態に係る 2波長血流センサ装置による血流速度と血中酸素飽和度 との測定の詳細及びその効果について図 7から図 9を用いて説明する。ここに図 7は 、 2波長血流センサ装置の使用法の一例を示す概念図であり、図 8は、ヘモグロビン における吸光度と波長との関係を示すグラフである。また図 9は、人間の皮下構造を 示す断面図である。
[0063] 図 7に示すように、本実施形態に係る 2波長血流センサ装置は、例えば被検体の指 先 500に対して、 2波長レーザダイオード 120によりレーザ光を照射することにより血 流速度を計測する。この際、レーザ光を照射する部位は、表皮から比較的近い位置 に密に毛細血管が分布しているような部位 (例えば手、足、顔や耳など）である方がよ り望ましい。指先 500に照射されたレーザ光は、夫々の波長によって異なる深度まで 浸透し、被検体の血液や皮膚細胞などの生体組織により反射又は散乱される。そし て、血管中を流れる赤血球によって反射又は散乱された光にはドップラーシフトが起 こり、赤血球の移動速度、つまり血液の流れる速度に依存して光の波長が変化する。 一方、赤血球に対して不動と見なせる皮膚細胞などによって散乱又は反射された光 は、波長が変化しなレ、。これらの光が互いに干渉することによって、フォトダイオード 1 50においてドップラーシフト量に対応した光ビート信号が検出される。このフォトダイ オード 150によって検出した光ビート信号を周波数解析してドップラーシフト量を算 出し、それによつて血流速度を算出することができる。
[0064] 尚、上述したような血流速度の測定を行う場合、異なる波長の光の出射切り替え間 隔（即ち、一の波長の光が出射されてから、他の波長の光が出射されるまでの時間） は、計測対象となる生理現象によって適宜決定した方がよい。標本化定理に則り、デ ータ収集のためのサンプリング周期は、計測対象となる生理現象の変動周期の 2倍 以上である方がよい。例えば計測対象を人間の心拍に限った場合、典型的には 1Hz 、速い状態でも 4Hz程度なので、サンプリング周期として 8Hz以上である方がよレ、。こ の条件を複数の波長にぉレ、てそれぞれ満たすためには、計測に用いる波長数倍す る必要がある。即ち、本実施形態のように異なる 2波長を用いて計測する場合、異な る波長の光の切り替えは 8Hzの 2倍である 16Hz以上で行う方がよレ、。このように異な る波長の光の出射切り替え間隔を、計測対象となる生理現象に合わせて適宜決定す ることによって、生体情報を精度良く計測することが可能である。
[0065] 図 8に示すように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとでは吸光度が異なり、更 にその吸光度は夫々、光の波長によって変化する。よって、上述した異なる波長の光 を用いた測定により、血流速度と同時に酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの割 合、即ち血中酸素飽和度を算出できる。この際、測定に用いる光の波長は、酸化へ モグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光度の差が大きい方がよぐ例えば 700nmの光 と 900nmの光とを用いればよい。逆に 800nm付近の波長の光を用いると、吸光度 にあまり差が無レ、ため適切な測定が行えなレ、おそれがある。
[0066] 尚、血中酸素飽和度のみの測定を行う場合は、ドップラーシフトによる波長の変化 を測定しないため、出射される光は、レーザ光のように可干渉（コヒーレンス）光でなく ともよい。そのため、 2波長レーザダイオード 120の駆動電流を制御して発光ダイォ ードとして機能できるように構成されてもよい。発光ダイオードとして機能させる場合、 駆動電流はレーザ発振閾値より低いため、駆動時の消費電力は低下する。よって、 計測対象により半導体レーザの駆動電流を制御することで、消費電力を低減すること が可能となる。
[0067] 図 9に示すように、例えば人間の皮下構造は、真皮組織に細動脈 410及び細静脈 420が分布している。そして、細動脈 410から分岐した毛細血管 430が表皮付近に 向けて分布しており、一方の端が細静脈 420に繋がっている。細動脈 410と毛細血 管 430との接続部分には、弁のような働きをする前毛細血管括約筋 440が位置して おり、細動脈 410から毛細血管 430へと流れ込む血液の量をコントロールしている。 即ち、毛細血管 430の血流速度と、細動脈 410の血流速度とを同時に測定すること で、前毛細血管括約筋 440の動きを予測することができる。また、この前毛細血管括 約筋 440は、交感神経によって支配されているため、当該前毛細血管括約筋 440の 動きから、心理的な状態を予測できる。従って、夫々深度の異なる、毛細血管 430及 び細動脈 410の血流速度を測定することで、前毛細血管括約筋 440の動きを予測し 、それから更に被検体の心理状態を予測することが可能となる。
[0068] 上述したように、血流速度は心理的要因の影響を受けて変動するが、呼吸による影 響も受けて変動するため、この呼吸による影響を取り除いた方力 より正確に心理的 な状態を予測することができる。それに対し、血流速度と同時に計測が可能である血 中酸素飽和度は、呼吸の影響を受けて変動し、心理的要因による影響を受けないと レ、う特徴を持っている。そのため、血流速度と血中酸素飽和度との両者を比較するこ とで、血流速度から呼吸の変動による影響を取り除き、心理状態によって変動する成 分のみを抽出することが可能である。従って、血流速度と酸素飽和度との同時計測 が可能であれば、より高い精度で被検体の心理状態を予測することが可能となる。
[0069] 次に、本発明の第 2実施形態に係る 2波長血流センサ装置について図 10を参照し て説明する。ここに図 10は、第 2実施形態に係る 2波長血流センサ装置の構成を示 すブロック図である。尚、第 2実施形態は、第 1実施形態と比べて、異なる波長の光を 順次ではなく同時に出射する点が異なり、構成は類似している。そのため、ここでは 主に第 1実施形態と異なる部分について説明し、同様である部分については説明を 適宜省略する。
[0070] 図 10に示すように、第 2実施形態に係る 2波長血流センサ装置のセンサ部 200は、 異なる波長の光を同時に出射するため、長波光及び短波光夫々に対応するフォトダ ィオード 150を備える。そのため、夫々のフォトダイオード 150に対して、フォトダイォ ードアンプ 230及び A/D変換器 240が設けられている。
[0071] 第 2実施形態においては、先ずレーザダイオードドライブ回路 210から出力された 信号によって、 2波長レーザダイオード 120から長波光及び短波光が夫々同時に出 射される。このため、第 1実施形態において用いられる、第 1スイッチング回路 220 ( 図 6参照）は設けられなくともよい。
[0072] 被検体によって反射又は散乱された光の検出には、例えば光学的バンドパスフィ ルタを有するフォトダイオード 150を 2つ用いる。光学的バンドパスフィルタは、長波 光のみを通過させるものと、短波光のみを通過させるものとがあり、これにより、夫々 のフォトダイオードはいずれかの波長の光のみを検出する。よって、同時に出射され た異なる波長の光は、フォトダイオード 150による検出の時点で波長毎に分離される 。尚、夫々異なる所定範囲の波長のみを検出するようなフォトダイオード 150であれ ば、光学的バンドパスフィルタは用レ、なくともよレ、。
[0073] 検出された光の信号は、上述したようにフォトダイオード 150によって分離されてい るため、夫々の信号を、そのまま第 1血流速度用 DSP260及び第 2血流速度用 DSP 270、並びに血中酸素飽和度用 DSP290に送ることで結果を算出することができる。
[0074] 第 2実施形態では、同時に異なる波長の光を照射しているため、 2波長の光による 同時刻での計測が可能になる。よって、例えば極めて短時間で変化してしまうパラメ ータを計測する場合等に精度の高い計測が行える。更に、異なる波長の光夫々から 得られる情報に対する処理が同時に行えるようになるため、計測にかかる時間を短縮 すること力 Sできる。
[0075] 本発明は、例えば血流センサ装置として、いわゆる医工学の分野等に広く適用でき る。特に、常時装着が可能な程度に小型化ができるため、その利点を生力 て、例え ば補聴器のイヤホンや腕時計等に備えられ、高齢者の健康状態を常時モニターする 等の応用が可能である。
[0076] 医療以外の分野であっても、家電ゃモパイル機器等に適用することが可能であり、 例えば音楽用ヘッドホン等に内蔵されることで、使用者の心理状態を予測し、その心 理状態に合わせて自動的に選曲する機能を持たせることが可能である。また、例え ば自動車のヘッドレストやハンドル等に設けられ、運転者或いは同乗者の状態をモ 二ターし、安全運転をアシストするためのデータ収集等に応用することもできる。
[0077] 本発明は、上述した実施形態に限られるものではな 請求の範囲及び明細書全 体から読み取れる発明の要旨或いは思想に反しない範囲で適宜変更可能であり、そ のような変更を伴う自発光型センサ装置、及び該自発光型センサ装置を用いる生体 情報検出方法もまた本発明の技術的範囲に含まれるものである。
産業上の利用可能性
[0078] 本発明に係る、 自発光型センサ装置、及び該自発光型センサ装置を用いた生体情 報の検査方法は、例えば血流速度等を測定することが可能な、 2波長血流センサ装 置等に利用することが可能である。

Claims

請求の範囲
[1] 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。
[2] 前記照射部は、前記複数の光に共通の光学系を介して、照射することを特徴とする 請求の範囲第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[3] 前記照射部は、順次に前記複数の光を照射し、
前記受光部は、時分割で前記被検体からの光を前記波長別に検出する ことを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[4] 前記照射部は、同時に前記複数の光を照射し、
前記受光部は、前記被検体からの光を前記波長別に検出する複数の受光素子を 有する
ことを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[5] 前記照射部及び前記受光部は、前記基板上に集積されていることを特徴とする請 求の範囲第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[6] 前記照射部は、前記複数の光として複数のレーザ光を発生させる半導体レーザを 有することを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[7] 前記半導体レーザは、駆動電流をレーザ発振閾値より低くすることで、発光ダイォ ードとして機能することを特徴とする請求の範囲第 6項に記載の自発光型センサ装置
[8] 照射部は、
複数の光源光を発生させる光源と、
該発生された複数の光源光が照射される位置に、該発生された複数の光源光が、 前記照射された複数の光となるように、前記被検体の方向に反射する反射鏡と を備えることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[9] 前記反射鏡表面は、 Au (金）と、 Cu (銅）と、 A1 (アルミニウム）と、 Ag (銀）とのうち少 なくとも 1つを含んでいることを特徴とする請求の範囲第 8項に記載の自発光型セン サ装置。
[10] 前記検出された光に基づいて、前記被検体に係る血流速度及び血中両酸素飽和 度のうち少なくとも一つを算出する算出部を更に備えることを特徴とする請求の範囲 第 1項に記載の自発光型センサ装置。
[11] 基板上に照射部と、受光部とが配置される自発光型センサ装置を用いた生体情報 の検出方法であって、
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 照射する照射工程と、
前記照射された複数の光に起因する前記被検体力らの光を、前記被検体に係る生 体情報を示すものとして、前記波長別に検出する受光工程と
を備えることを特徴とする生体情報の検出方法。
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Cited By (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013027359A1 (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 株式会社村田製作所 生体センサ
JP2013506525A (ja) * 2009-10-06 2013-02-28 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ フォトプレチスモグラフィーを実行するための方法及びシステム
WO2013027357A1 (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 株式会社村田製作所 生体センサ
US20150005593A1 (en) * 2010-01-21 2015-01-01 Seiko Epson Corporation Biological information detector and biological information measuring device
JP2015141108A (ja) * 2014-01-29 2015-08-03 京セラ株式会社 光センサモジュールおよび光センサ装置
JP2016096848A (ja) * 2014-11-18 2016-05-30 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
JP6064108B1 (ja) * 2016-10-14 2017-01-18 株式会社フジタ医科器械 生体情報測定器
JP2017176265A (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士ゼロックス株式会社 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム
JP2017176266A (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士ゼロックス株式会社 生体情報測定装置
JP2017176267A (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士ゼロックス株式会社 生体情報測定装置及び発光素子
JP2018007894A (ja) * 2016-07-14 2018-01-18 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及び測定プログラム
WO2018163785A1 (ja) * 2017-03-08 2018-09-13 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
WO2018163784A1 (ja) * 2017-03-08 2018-09-13 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及びプログラム
JP2018143746A (ja) * 2017-03-08 2018-09-20 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
JP2018143747A (ja) * 2017-03-08 2018-09-20 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及びプログラム
WO2018167854A1 (ja) * 2017-03-14 2018-09-20 株式会社日立ハイテクノロジーズ 解析装置、解析プログラム
JPWO2017221986A1 (ja) * 2016-06-22 2019-05-16 京セラ株式会社 微粒子計測器
US10352853B2 (en) 2017-07-12 2019-07-16 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Measuring device including light source that emits at least one light pulse group, photodetector, and control circuit
WO2020090883A1 (ja) * 2018-10-30 2020-05-07 京セラ株式会社 光学センサ装置
WO2021124749A1 (ja) * 2019-12-19 2021-06-24 ソニーグループ株式会社 生体情報測定装置及び生体情報測定方法

Families Citing this family (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100056887A1 (en) * 2006-11-27 2010-03-04 Pioneer Corporation Emission sensor device and bioinformation detecting method
US9560994B2 (en) 2008-03-26 2017-02-07 Covidien Lp Pulse oximeter with adaptive power conservation
EP2404283B1 (en) 2009-03-06 2013-06-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Processing images of at least one living being
EP2404261A1 (en) 2009-03-06 2012-01-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method of controlling a function of a device and system for detecting the presence of a living being
WO2010144670A1 (en) * 2009-06-10 2010-12-16 Medtronic, Inc. Device and method for monitoring of absolute oxygen saturation and tissue hemoglobin concentration
JP5715132B2 (ja) 2009-08-20 2015-05-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 画像解析に関する方法及びシステム
CN102549620B (zh) 2009-10-06 2015-01-28 皇家飞利浦电子股份有限公司 至少表示基于像素值的值的变化的时变信号的形成和处理
JP5581696B2 (ja) * 2010-01-05 2014-09-03 セイコーエプソン株式会社 生体情報検出器及び生体情報測定装置
JP2011161039A (ja) * 2010-02-10 2011-08-25 Seiko Epson Corp 生体情報検出器及び生体情報測定装置
JP5604897B2 (ja) * 2010-02-18 2014-10-15 セイコーエプソン株式会社 光デバイスの製造方法、光デバイス及び生体情報検出器
WO2012061584A2 (en) 2010-11-03 2012-05-10 University Of Washington Through Its Center For Commercialization Deternimation of tissue oxygenation in vivo
JP6019668B2 (ja) * 2012-03-29 2016-11-02 セイコーエプソン株式会社 生体情報検出器、生体情報検出装置および生体情報検出方法
EP2762066A1 (en) * 2013-02-05 2014-08-06 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining vital sign information of a subject
US10188330B1 (en) 2014-02-05 2019-01-29 Covidien Lp Methods and systems for determining a light drive parameter limit in a physiological monitor
DE102014117879A1 (de) * 2014-12-04 2016-06-09 Osram Opto Semiconductors Gmbh Pulsoxymetrie-Vorrichtung und Verfahren zum Betreiben einer Pulsoxymetrie-Vorrichtung
KR102145769B1 (ko) * 2016-01-25 2020-08-19 교세라 가부시키가이샤 계측 센서용 패키지 및 계측 센서
US10376223B2 (en) 2016-03-28 2019-08-13 Fuji Xerox Co., Ltd. Living-body information measurement device and non-transitory computer readable medium
CA3018567C (en) * 2016-04-06 2024-01-16 Laser Associated Sciences, Inc. System for blood flow measurement with affixed laser speckle contrast analysis
JP2017213040A (ja) * 2016-05-30 2017-12-07 セイコーエプソン株式会社 生体情報取得装置及び生体情報取得方法
US10578553B2 (en) * 2016-11-29 2020-03-03 Pioneer Corporation Measuring apparatus
DE102018105904A1 (de) 2018-03-14 2019-09-19 Osram Opto Semiconductors Gmbh Sensorvorrichtung
US20220015681A1 (en) 2018-11-11 2022-01-20 Biobeat Technologies Ltd. Wearable apparatus and method for monitoring medical properties
CN110836866A (zh) * 2019-11-05 2020-02-25 度亘激光技术（苏州）有限公司 光谱分析系统及光谱分析设备
US10813578B1 (en) 2019-12-26 2020-10-27 Biobeat Technologies Ltd. Sensor device for optical measurement of biological properties
WO2021214775A1 (en) * 2020-04-22 2021-10-28 Bar-Ilan University Optical system and method for detecting light scattered from tissue
US20210386308A1 (en) * 2020-06-11 2021-12-16 Biobeat Technologies Ltd. Sensor device to mitigate the effects of unwanted signals made in optical measurements of biological properties
CN112611726A (zh) * 2020-12-23 2021-04-06 陈政 一种分子特征吸收光谱测量装置及方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003210465A (ja) * 2002-01-25 2003-07-29 Matsushita Electric Ind Co Ltd 光式生体情報測定装置
JP2004229920A (ja) 2003-01-30 2004-08-19 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 血流計のセンサ部及び血流計

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3464697B2 (ja) * 1993-12-21 2003-11-10 興和株式会社 酸素飽和度測定装置
JPH08107254A (ja) * 1994-09-14 1996-04-23 Xerox Corp マルチ波長レーザダイオードアレイ
US5995856A (en) * 1995-11-22 1999-11-30 Nellcor, Incorporated Non-contact optical monitoring of physiological parameters
DE19544501A1 (de) * 1995-11-29 1997-06-05 Boehringer Mannheim Gmbh Vorrichtung für Lichtreflexionsmessungen
IL121079A0 (en) * 1997-06-15 1997-11-20 Spo Medical Equipment Ltd Physiological stress detector device and method
WO2003063704A1 (fr) * 2002-01-25 2003-08-07 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Procede de mesure optique d'informations biologiques et instrument optique de mesure d'informations biologiques
US7305262B2 (en) * 2003-12-11 2007-12-04 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Apparatus and method for acquiring oximetry and electrocardiogram signals
JP4061409B2 (ja) * 2004-11-09 2008-03-19 国立大学法人九州大学 センサ部及び生体センサ
JP5022587B2 (ja) * 2005-10-07 2012-09-12 富士フイルム株式会社 半導体レーザの駆動方法および装置、並びに補正パターンの導出方法および装置
US20100056887A1 (en) * 2006-11-27 2010-03-04 Pioneer Corporation Emission sensor device and bioinformation detecting method

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003210465A (ja) * 2002-01-25 2003-07-29 Matsushita Electric Ind Co Ltd 光式生体情報測定装置
JP2004229920A (ja) 2003-01-30 2004-08-19 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 血流計のセンサ部及び血流計

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2087837A4 *

Cited By (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013506525A (ja) * 2009-10-06 2013-02-28 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ フォトプレチスモグラフィーを実行するための方法及びシステム
US20150005593A1 (en) * 2010-01-21 2015-01-01 Seiko Epson Corporation Biological information detector and biological information measuring device
US20150190058A1 (en) * 2010-01-21 2015-07-09 Seiko Epson Corporation Biological information detector and biological information measuring device
US10111592B2 (en) 2011-08-19 2018-10-30 Murata Manufacturing Co., Ltd. Biosensor
WO2013027357A1 (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 株式会社村田製作所 生体センサ
CN103732135A (zh) * 2011-08-19 2014-04-16 株式会社村田制作所 生物传感器
CN103747723A (zh) * 2011-08-19 2014-04-23 株式会社村田制作所 生物传感器
WO2013027359A1 (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 株式会社村田製作所 生体センサ
US9439569B2 (en) 2011-08-19 2016-09-13 Murata Manufacturing Co., Ltd. Biosensor having light emitting and receiving elements to obtain a biological signal
US10314526B2 (en) 2011-08-19 2019-06-11 Murata Manufacturing Co., Ltd. Biosensor
US9592000B2 (en) 2011-08-19 2017-03-14 Murata Manufacturing Co., Ltd. Biosensor
JP2015141108A (ja) * 2014-01-29 2015-08-03 京セラ株式会社 光センサモジュールおよび光センサ装置
JP2016096848A (ja) * 2014-11-18 2016-05-30 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
JP2017176266A (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士ゼロックス株式会社 生体情報測定装置
JP2017176267A (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士ゼロックス株式会社 生体情報測定装置及び発光素子
JP2017176265A (ja) * 2016-03-28 2017-10-05 富士ゼロックス株式会社 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム
JPWO2017221986A1 (ja) * 2016-06-22 2019-05-16 京セラ株式会社 微粒子計測器
JP2018007894A (ja) * 2016-07-14 2018-01-18 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及び測定プログラム
WO2018012312A1 (ja) * 2016-07-14 2018-01-18 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及び測定プログラム
WO2018070035A1 (ja) * 2016-10-14 2018-04-19 株式会社フジタ医科器械 生体情報測定器
JP6064108B1 (ja) * 2016-10-14 2017-01-18 株式会社フジタ医科器械 生体情報測定器
WO2018163785A1 (ja) * 2017-03-08 2018-09-13 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
US11246516B2 (en) 2017-03-08 2022-02-15 Kyocera Corporation Measuring apparatus and measuring method
JP2018143747A (ja) * 2017-03-08 2018-09-20 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及びプログラム
JP2018143746A (ja) * 2017-03-08 2018-09-20 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
WO2018163784A1 (ja) * 2017-03-08 2018-09-13 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及びプログラム
JP2021087849A (ja) * 2017-03-08 2021-06-10 京セラ株式会社 測定装置及び測定方法
JP2021090833A (ja) * 2017-03-08 2021-06-17 京セラ株式会社 測定装置、測定方法及びプログラム
US11666228B2 (en) 2017-03-08 2023-06-06 Kyocera Corporation Measuring apparatus, measuring method, and program
JPWO2018167854A1 (ja) * 2017-03-14 2019-11-07 株式会社日立ハイテクノロジーズ 解析装置、解析プログラム
WO2018167854A1 (ja) * 2017-03-14 2018-09-20 株式会社日立ハイテクノロジーズ 解析装置、解析プログラム
US10352853B2 (en) 2017-07-12 2019-07-16 Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. Measuring device including light source that emits at least one light pulse group, photodetector, and control circuit
WO2020090883A1 (ja) * 2018-10-30 2020-05-07 京セラ株式会社 光学センサ装置
JPWO2020090883A1 (ja) * 2018-10-30 2021-10-14 京セラ株式会社 光学センサ装置
JP7134246B2 (ja) 2018-10-30 2022-09-09 京セラ株式会社 光学センサ装置
WO2021124749A1 (ja) * 2019-12-19 2021-06-24 ソニーグループ株式会社 生体情報測定装置及び生体情報測定方法

Also Published As

Publication number Publication date
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