JP6790412B2 - 生体情報測定装置 - Google Patents

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Description

本発明は、生体情報測定装置に関する。
特許文献１には、基板上に形成された複数の発光素子と、前記発光素子の光で照射された外部検出体からの反射光を受光し、当該反射光を電気的な検出信号に変換する受光素子と、前記複数の発光素子の各々を独立して駆動可能な駆動手段と、前記複数の発光素子をそれぞれ独立して駆動したとき、各々の発光素子に対応して得られた複数の検出信号を記憶する記憶手段と、前記記憶手段に記憶された複数の検出信号に基づき前記複数の発光素子の中から１つの発光素子を光源に決定する決定手段と、を有する光学検出装置が開示されている。
特開２００８−２１２２５８号公報
レーザ光を生体へ照射し、その反射光から皮下血管における成分量、血流量等を測定する生体センサとして、毛細血管の血流量を測定する血流センサがある。血流センサが測定する皮下深度は、発光素子と受光素子との距離に依存することが分かっている。すなわち、発光素子と受光素子との距離が長いほど測定される皮下深度は深くなることが分かっている。病状診断、健康管理に必要な生体情報の情報量を増やすためには、１つの深度だけでなく、複数の深度の生体情報を取得することが好ましい。
本発明は、１つの発光素子から生体に照射された光の反射光を受光して生体情報を測定する場合と比較して、生体の複数の深さの生体情報を取得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。
上記目的を達成するために、請求項１記載の発明は、複数の発光素子と、前記複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に配置され、前記複数の発光素子の各々から生体に照射された光の反射光を各々受光する受光素子と、前記複数の発光素子が順次点灯されるように前記複数の発光素子を制御する制御手段と、前記受光素子で順次受光した前記反射光の各々から、前記生体の複数の深さの生体情報を測定する測定手段と、を備え、前記複数の発光素子の各々における光の出力側に設けられた上部電極により規定される開口の面積は、前記受光素子からの距離が短いほど小さく、前記受光素子からの距離が長いほど大きい。
請求項２記載の発明は、複数の発光素子と、前記複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に配置され、前記複数の発光素子の各々から生体に照射された光の反射光を各々受光する受光素子と、前記複数の発光素子が順次点灯されるように前記複数の発光素子を制御する制御手段と、前記受光素子で順次受光した前記反射光の各々から、前記生体の複数の深さの生体情報を測定する測定手段と、を備え、前記複数の発光素子の各々における光の出力側に設けられた酸化領域の内側に位置する非酸化領域の直径であるメササイズは、前記メササイズが大きいほど前記光の光量が小さくなる大きさの同一の駆動電流を前記制御手段から前記複数の発光素子へ供給される下で、前記受光素子からの距離が短いほど大きく、前記受光素子からの距離が長いほど小さい。
請求項３記載の発明は、複数の発光素子と、前記複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に配置され、前記複数の発光素子の各々から生体に照射された光の反射光を各々受光する受光素子と、前記複数の発光素子が順次点灯されるように前記複数の発光素子を制御する制御手段と、前記受光素子で順次受光した前記反射光の各々から、前記生体の複数の深さの生体情報を測定する測定手段と、を備え、前記複数の発光素子の各々における光の出力側に設けられた酸化領域の内側に位置する非酸化領域の直径であるメササイズは、前記メササイズが大きいほど前記光の光量が大きくなる大きさの同一の駆動電流を前記制御手段から前記複数の発光素子へ供給される下で、前記受光素子からの距離が短いほど小さく、前記受光素子からの距離が長いほど大きい。
請求項４記載の発明は、前記複数の発光素子は、複数の面発光レーザ又は１つの基板上に複数の発光点を有する面発光レーザアレイである。
請求項５記載の発明は、前記生体情報は、前記生体の血流量、血流速度、血液量、脈拍数、光電脈波、血液成分、及び血圧の少なくとも１つを含む。
請求項１記載の発明によれば、受光素子からの距離に関係なく発光素子の上部電極の開口面積を同一にした場合と比較して、受光素子による受光量のばらつきを抑制することができる。
請求項２記載の発明によれば、受光素子からの距離に関係なく発光素子のメササイズを同一にした場合と比較して、受光素子による受光量のばらつきを抑制することができる。
請求項３記載の発明によれば、受光素子からの距離に関係なく発光素子のメササイズを同一にした場合と比較して、受光素子による受光量のばらつきを抑制することができる。
請求項４記載の発明によれば、複数の発光素子を面発光レーザ以外の発光素子とした場合と比較して、受光素子による受光量のばらつきを抑制することができる。
請求項５記載の発明によれば、生体情報として血液に関する情報を取得することができる。
血流量の測定例を示す模式図である。 生体からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。 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。 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。 受光量の変化に対するスペクトル分布の一例を示すグラフである。 血流量の変化の一例を示すグラフである。 第１実施形態に係る複数の発光素子及び受光素子の平面図である。 手の指先を生体情報測定装置に載せた状態を示す図である。 面発光レーザアレイの平面図である。 生体情報測定装置の構成例を示す図である。 発光のタイミングチャートである。 複数の深さの血流量を表すグラフである。 第２実施形態に係る面発光レーザアレイの側面図である。 第３実施形態に係る面発光レーザアレイの側面図である。 第４実施形態に係る面発光レーザアレイの側面図である。 第５実施形態に係る面発光レーザアレイの側面図である。 第５実施形態の変形例に係る面発光レーザアレイの側面図である。
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態例を詳細に説明する。なお、作用又は機能が同じ働きを担う構成要素には、全図面を通して同じ符合を付与し、重複する説明を省略する。
（第１実施形態）
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の測定方法について説明する。
図１に示すように、血流情報は、患者の体(生体８)に向けて発光素子１から光を照射し、受光素子３で受光した、患者の体内に張り巡らされている動脈４、静脈５、及び毛細血管６等で反射又は透過した光の強さ、すなわち反射光又は透過光の受光量を用いて測定される。
（血流情報の測定）
図２は、受光素子３で受光した反射光の受光量を示すグラフ８０の一例である。なお、図２のグラフ８０の横軸は時間の経過を表し、縦軸は受光素子３の出力、すなわち受光素子３の受光量を表している。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
次に、血流情報の求め方の一例について説明する。図２に示す時間経過に伴う受光素子３の受光量が得られた場合、予め定めた単位時間Ｔ0の範囲に含まれるデータを切り出し、当該データに対して、例えば高速フーリエ変換(Fast Fourier Transform:FFT)を実行することで、周波数ω毎のスペクトル分布が得られる。図５に、単位時間Ｔ0における周波数ω毎のスペクトル分布を示すグラフ８２の一例を示す。なお、図５のグラフ８２の横軸は周波数ωを表し、縦軸はスペクトル強度を表す。
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。
なお、血流量は血液量と血流速度の積で表わされるため、上記血液量と血流速度の算出式より求める事が可能である。血流量、血流速度、血液量は血流情報の一例であり、血流情報はこれに限定されない。
図６は、算出した単位時間Ｔ0あたりの血流量の変化を示すグラフ８６の一例である。なお、図６のグラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。
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。
前述したように、発光素子と受光素子との距離が長いほど測定される皮下深度は深くなることが分かっており、病状診断、健康管理に必要な生体情報の情報量を増やすためには、１つの深度だけでなく複数の深度の生体情報を取得することが好ましい。
そこで、本実施形態では、複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に受光素子を配置し、複数の発光素子が順次点灯されるように複数の発光素子を制御する。そして、受光素子で順次受光した反射光の各々から、生体の複数の深さの血流量を測定する。
図７には、本実施形態に係る複数の発光素子と受光素子との配置例を表す平面図を示した。図７では、４個の発光素子１Ａ〜１Ｄの場合を示した。発光素子１Ａ〜１Ｄは、特性が同一の発光素子である。なお、発光素子の数は４個に限られるものではなく、取得したい生体情報の深さの数に応じて適宜設ければよい。また、発光素子１Ａ〜１Ｄは、本実施形態では一例として面発光レーザで構成されるが、端面発光レーザを用いてもよい。血流量を測定する場合、既に説明したように、ビート信号による受光量のスペクトル分布を利用するため、発光素子１Ａ〜１Ｄには他の光に比べてビート信号が発生しやすいレーザ素子を用いることが好ましい。
図７に示すように、発光素子１Ａ〜１Ｄ、及び受光素子３は、１直線上に配置されており、発光素子１Ａ〜１Ｄと受光素子３との距離ｄ１〜ｄ４は各々異なっている。すなわち、ｄ１＜ｄ２＜ｄ３＜ｄ４の関係となっている。なお、図７では発光素子１Ａ〜１Ｄ、及び受光素子３が１直線上に配置されている場合について示したが、発光素子１Ａ〜１Ｄと受光素子３との距離ｄ１〜ｄ４が各々異なっていれば、一直線上に配置されていなくてもよい。
図８に示すように、発光素子１Ａ〜１Ｄ、受光素子３は、筐体５０内に一列に配置され、発光素子１Ａ〜１Ｄの光出射面側には透明板５２が設けられている。ユーザーは、透明板５２上に手の指先５４を載せて測定する。図８に示すように、発光素子１Ａから発光された光５６Ａ、発光素子１Ｂから発光された光５６Ｂ、発光素子１Ｃから発光された光５６Ｃ、発光素子１Ｄから発光された光５６Ｄの指先５４内における経路を比較すると、受光素子３からの距離が長くなるほど、光が到達する深度が深くなる。
なお、図９に示すように、１つの基板２上に複数の発光点１ａ〜１ｄを有する面発光レーザアレイ１１を用いてもよい。
図１０は、本実施の形態に係る生体情報測定装置１０の構成例を示す図である。
図１０に示すように、生体情報測定装置１０は、制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ(Analog/Digital)変換回路１８、測定部２０、発光素子１Ａ〜１Ｄ、及び受光素子３を備える。
制御部１２は、発光素子１Ａ〜１Ｄ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１Ａ〜１Ｄ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。
駆動回路１４は、制御部１２からの制御信号を受け付けると、制御信号で指示された発光周期及び発光期間に従って、発光素子１Ａ〜１Ｄに駆動電力を供給し、発光素子１Ａ〜１Ｄを駆動する。
例えば図１１に示すように、発光素子１Ａ（Ｃｈ１）、１Ｂ（Ｃｈ２）、１Ｃ（Ｃｈ３）、１Ｄ（Ｃｈ４）の順に点灯時期をずらしつつｔ１期間発光させ、その後ｔ２期間発光を停止させることを繰り返す。
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。
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。
測定部２０は、Ａ／Ｄ変換回路１８で数値化された受光量を入力として、発光素子１Ａ〜１Ｄによって照射された光の受光量の各々に対してFFT処理を行って周波数ω毎のスペクトル分布を算出し、当該スペクトル分布を全周波数ωについて積分することで、生体の血流量を測定する。図１１に示すようなタイミングで発光素子１Ａ〜１Ｄが順次発光されると、測定部２０には発光素子１Ａ〜１Ｄによって照射された光の受光量が順次入力される。測定部２０は、受光量が入力される毎に上記の処理を実行して血流量を測定する。これにより、図１２に示すように、複数の深さの血流量が得られる。
このように、本実施形態では、発光素子１Ａ〜１Ｄの各々との距離が異なる位置に受光素子３が配置され、受光素子３で順次受光した生体からの反射光の各々から、生体の複数の深さの血流量を測定する。このため、１つの発光素子から生体に照射された光の反射光を受光して血流量を測定する場合と比較して、生体の複数の深さの血流量が取得され、病状診断、健康管理に有用な生体情報が得られる。
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態について説明する。
図１３には、本実施形態に係る面発光レーザアレイ１１の側面図を示した。前述したように、面発光レーザアレイ１１は、１つの基板２上に複数の発光点１ａ〜１ｄを有する。なお、その他の装置構成は第１実施形態と同一であるので説明は省略する。
本実施形態では、受光素子３からの距離が短い発光点ほど駆動電流値が小さく、受光素子３からの距離が長い発光点ほど駆動電流値が大きくなるように、発光点１ａ〜１ｄが制御される。
すなわち、図１３に示すように、発光点１ａ〜１ｄには、駆動回路１４から電流Ａ〜Ｄが供給されるが、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａに供給される電流Ａの駆動電流値が最も小さく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄに供給される電流Ｄの駆動電流値が最も大きくなる。
これにより、発光点１ａ〜１ｄから出力される光出力Ａ〜Ｄの光量の大きさは、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａからの光出力Ａが最も小さく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄからの光出力Ｄが最も大きくなる。受光素子３からの距離が長くなるほど、生体内の伝搬距離が長くなり、光の減衰も大きくなるため、受光素子３からの距離が長くなるほど駆動電流値を大きくすることにより、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量のばらつきが抑制される。
なお、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量が、全て受光素子３のダイナミックレンジの範囲内となるように、発光素子１ａ〜１ｄに供給する駆動電流値を設定することが好ましい。これにより、精度良く複数の深さの生体情報が取得される。
また、電流Ａ〜Ｄの駆動電流値の大きさを、測定する生体情報の種類に応じて変えても良い。これにより、測定する生体情報の種類に適した光出力が実現される。
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態について説明する。
本実施形態では、図１４に示すように、面発光レーザアレイ１１の光出力側に減衰フィルター１３が設けられている。なお、その他の装置構成は第２実施形態と同一であるので説明は省略する。
減衰フィルター１３は、受光素子３からの距離が短い発光点から照射された光ほど減衰率が高く、受光素子３からの距離が長い発光点から照射された光ほど減衰率が低くなるように、発光点１ａ〜１ｄからの光を各々減衰させる。すなわち、減衰フィルター１３は、発光点１ａからの光が通過する領域１３ａ、発光点１ｂからの光が通過する領域１３ｂ、発光点１ｃからの光が通過する領域１３ｃ、発光点１ｄからの光が通過する領域１３ｄの順に光の減衰率が徐々に低くなるフィルターである。
また、駆動回路１４から発光点１ａ〜１ｄには駆動電流値が同一の電流Ａが供給される。これにより、発光点１ａ〜１ｄから出力される光出力Ａ〜Ｄの光量の大きさは、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａからの光出力Ａが最も小さく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄからの光出力Ｄが最も大きくなる。受光素子３からの距離が長くなるほど光出力の減衰率も高くなるため、受光素子３からの距離が長くなるほど光の減衰率を低くした減衰フィルター１３を面発光レーザアレイ１１の光出力側に設けることにより、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量のばらつきが抑制される。
なお、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量が、全て受光素子３のダイナミックレンジの範囲内となるように、減衰フィルター１３の各領域の減衰率を設定することが好ましい。これにより、精度良く複数の深さの生体情報が取得される。
（第４実施形態）
次に、本発明の第４実施形態について説明する。
図１５には、本実施形態に係る面発光レーザアレイ１１Ａを示した。なお、その他の装置構成は第２実施形態と同一であるので説明は省略する。
図１５に示すように、発光点１ａ〜１ｄは、上部電極１５ａ〜１５ｄを各々備えている。面発光レーザアレイ１１Ａは、受光素子３からの距離が短い発光点ほど上部電極の開口面積が小さく、受光素子３からの距離が長い発光点ほど上部電極の開口面積が大きくなっている。本実施形態では、発光点１ａ〜１ｄを平面視した場合は図９に示すように円の形状となっている。そして、上部電極１５ａ〜１５ｄ及びその開口部の形状も同様に平面視した場合に円の形状となっている。従って、受光素子３からの距離が短い発光点ほど上部電極の開口部の直径が小さく、受光素子３からの距離が長い発光点ほど上部電極の開口部の直径が大きくなっている。
すなわち、図１５に示すように、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａの上部電極１５ａの開口部の直径ｒ１が最も小さく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄの上部電極１５ｄの開口部の直径ｒ４が最も大きくなっている。
また、駆動回路１４から発光点１ａ〜１ｄには駆動電流値が同一の電流Ａが供給される。これにより、発光点１ａ〜１ｄから出力される光出力Ａ〜Ｄの光量の大きさは、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａからの光出力Ａが最も小さく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄからの光出力Ｄが最も大きくなる。受光素子３からの距離が長くなるほど光出力の減衰率も高くなるため、受光素子３からの距離が長くなるほど上部電極の開口部の面積を大きくすることにより、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量のばらつきが抑制される。
なお、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量が、全て受光素子３のダイナミックレンジの範囲内となるように、各上部電極の開口部の面積（開口部の直径）を設定することが好ましい。これにより、精度良く複数の深さの生体情報が取得される。
（第５実施形態）
次に、本発明の第５実施形態について説明する。
図１６には、本実施形態に係る面発光レーザアレイ１１Ｂを示した。なお、その他の装置構成は第２実施形態と同一であるので説明は省略する。
本実施形態に係る面発光レーザアレイ１１Ｂの発光点１ａ〜１ｄの形状は、平面視した場合に円の形状となっている。また、酸化領域１７ａ〜１７ｄは、平面視した場合に中心を非酸化領域としたドーナツ状となっている。そして、受光素子３からの距離が短い発光点ほど直径が大きく、受光素子３からの距離が長い発光点ほど直径が小さくなっている。すなわち、図１６に示すように、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａの直径Ｓ１が最も大きく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄの直径Ｓ４が最も小さくなっている。
また、発光点１ａ〜１ｄに酸化領域１７ａ〜１７ｄを形成するための酸化時間は、発光点１ａ〜１ｄで同一であるため、酸化領域１７ａ〜１７ｄの酸化距離もほぼ同一になる。従って、発光点１ａ〜１ｄの直径が異なる分、酸化領域１７ａ〜１７ｄの中心に存在する非酸化領域の各々の直径、すなわちメササイズも異なる。
すなわち、図１６に示すように、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａの非酸化領域サイズＭ１が最も大きく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄの非酸化領域サイズＭ４が最も小さくなっている。
また、駆動回路１４から発光点１ａ〜１ｄには駆動電流値が同一の電流Ａが供給される。これにより、発光点１ａ〜１ｄから出力される光出力Ａ〜Ｄの光量の大きさは、受光素子３からの距離が最も短い発光点１ａからの光出力Ａが最も小さく、受光素子３からの距離が最も長い発光点１ｄからの光出力Ｄが最も大きくなる。受光素子３からの距離が長くなるほど光出力の減衰率も高くなるため、受光素子３からの距離が長くなるほどメササイズを大きくすることにより、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量のばらつきが抑制される。
なお、メササイズが大きい方が、発光光量が小さくなるケースが多いが、駆動電流を上昇させていくと、メササイズが大きい方が、発光光量が大きくなることがある。そのため、駆動条件によっては、図１７に示すように、上記で述べたメササイズの大小関係が、逆転することがある。また、受光素子３による発光点１ａ〜１ｄからの光の受光量が、全て受光素子３のダイナミックレンジの範囲内となるように、各発光点のメササイズ（非酸化領域の直径）を設定することが好ましい。これにより、精度良く複数の深さの生体情報が取得される。
以上のように、上記各実施形態では、生体情報測定装置１０が生体情報として血流量を測定する場合について説明したが、既に説明したように血流量の他、血流速度の測定にも適用される。また、動脈の脈動に応じて受光素子３で受光される受光量が変化するため、受光素子３での受光量の変化から、脈拍数が測定される。また、脈拍数の変化を時系列順に測定して得られる波形を２回微分することで、光電脈波が測定される。光電脈波は、血管年齢の推定又は動脈硬化の診断等に用いられる。また、生体情報測定装置１０を、血液成分（血糖値等）、血圧等の測定に適用してもよい。
以上、実施の形態を用いて本発明について説明したが、本発明は実施の形態に記載の範囲には限定されない。本発明の要旨を逸脱しない範囲で実施の形態に多様な変更又は改良を加えることができ、当該変更又は改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。例えば、本発明の要旨を逸脱しない範囲で処理の順序を変更してもよい。
１Ａ〜１Ｄ・・・発光素子
２・・・基板
１ａ〜１ｄ・・・発光点
３・・・受光素子
４・・・動脈
５・・・静脈
６・・・毛細血管
７・・・血球細胞
８・・・生体
１０・・・生体情報測定装置
１１・・・面発光レーザアレイ
１２・・・制御部
１４・・・駆動回路
１６・・・増幅回路
１８・・・Ａ／Ｄ変換回路
２０・・・測定部

Claims (5)

  1. 複数の発光素子と、
    前記複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に配置され、前記複数の発光素子の各々から生体に照射された光の反射光を各々受光する受光素子と、
    前記複数の発光素子が順次点灯されるように前記複数の発光素子を制御する制御手段と、
    前記受光素子で順次受光した前記反射光の各々から、前記生体の複数の深さの生体情報を測定する測定手段と、
    を備え、
    前記複数の発光素子の各々における光の出力側に設けられた上部電極により規定される開口の面積は、前記受光素子からの距離が短いほど小さく、前記受光素子からの距離が長いほど大きい、
    生体情報測定装置。
  2. 複数の発光素子と、
    前記複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に配置され、前記複数の発光素子の各々から生体に照射された光の反射光を各々受光する受光素子と、
    前記複数の発光素子が順次点灯されるように前記複数の発光素子を制御する制御手段と、
    前記受光素子で順次受光した前記反射光の各々から、前記生体の複数の深さの生体情報を測定する測定手段と、
    を備え、
    前記複数の発光素子の各々における光の出力側に設けられた酸化領域の内側に位置する非酸化領域の直径であるメササイズは、前記メササイズが大きいほど前記光の光量が小さくなる大きさの同一の駆動電流を前記制御手段から前記複数の発光素子へ供給される下で、前記受光素子からの距離が短いほど大きく、前記受光素子からの距離が長いほど小さい、
    生体情報測定装置。
  3. 複数の発光素子と、
    前記複数の発光素子の各々との距離が異なる位置に配置され、前記複数の発光素子の各々から生体に照射された光の反射光を各々受光する受光素子と、
    前記複数の発光素子が順次点灯されるように前記複数の発光素子を制御する制御手段と、
    前記受光素子で順次受光した前記反射光の各々から、前記生体の複数の深さの生体情報を測定する測定手段と、
    を備え、
    前記複数の発光素子の各々における光の出力側に設けられた酸化領域の内側に位置する非酸化領域の直径であるメササイズは、前記メササイズが大きいほど前記光の光量が大きくなる大きさの同一の駆動電流を前記制御手段から前記複数の発光素子へ供給される下で、前記受光素子からの距離が短いほど小さく、前記受光素子からの距離が長いほど大きい、
    生体情報測定装置。
  4. 前記複数の発光素子は、複数の面発光レーザ又は１つの基板上に複数の発光点を有する面発光レーザアレイである
    請求項１〜３の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
  5. 前記生体情報は、前記生体の血流量、血流速度、血液量、脈拍数、光電脈波、血液成分、及び血圧の少なくとも１つを含む
    請求項１〜４の何れか１項に記載の生体情報測定装置。
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