JP2017000415A - 情報取得装置および情報取得方法 - Google Patents

Abstract

【課題】測定装置が管を押圧するときにも、被検体の情報を精度良く取得する情報取得装置を提供する。
【解決手段】脈拍測定装置１は、被検者の管を通過した反射光の光強度を検出して補正前波形を出力する受光素子２６と、被検者がセンサーモジュール８に押圧される圧力を検出して圧力の大きさを出力する感圧導電性ゴム１２と、圧力の大きさを用いて補正前波形を補正し、管に圧力が加わらないときの光強度である補正後波形を出力する補正演算部６４と、を備える。
【選択図】図５

Description

本発明は、情報取得装置および情報取得方法に関するものである。

血管に光を照射して脈拍や血圧を測定する方法が活用されている。その１つとして血圧を測定する装置が特許文献１に開示されている。それによると、測定装置は血管と対向する場所に血流速度センサーと容積脈波センサーとを備えている。血流速度センサーは超音波を血流に照射して反射波のドップラー効果を用いて血流の流速を測定する。容積脈波センサーは血管に光を照射する。そして、光に吸収された光強度の変化から容積脈波を測定する。尚、容積脈波は血管径の変化の推移を示す。

測定装置は手首に装着される。そして、血流速度センサーが血流を測定し、容積脈波センサーが容積脈波を測定する。次に、血圧信号演算部が血流速度と容積脈波から血圧を演算していた。

特開２００４−１５４２３１号公報

測定装置と被検体との間に隙間があるとき、測定装置と被検体との間で一部の光が反射を繰り返す。そして、光が減衰し変動するので血液の測定には不適当な光量になる。一方、測定装置が血管を押圧するとき、血管の断面形状が円形から楕円形に変形する。このとき、血管の断面積が減少するので、光検出部が被検体を押す圧力の変動にともない測定する光強度が変動する。そして、光強度を分析すると光強度の変動による誤差が生ずる。そこで、測定装置が血管を押圧するときにも、被検体の情報を精度良く取得することができる装置が望まれていた。

本発明は、上述の課題を解決するためになされたものであり、以下の形態または適用例として実現することが可能である。

［適用例１］
本適用例にかかる情報取得装置であって、被検体内の管を通過した光の光強度を検出して第１光強度を出力する光検出部と、前記被検体が前記光検出部に押圧される圧力を検出して圧力の大きさを出力する圧力検出部と、前記圧力の大きさを用いて前記第１光強度を補正し、前記管に圧力が加わらないときの前記光強度である第２光強度を出力する補正部と、を備えることを特徴とする。

本適用例によれば、情報取得装置は光検出部、圧力検出部及び補正部を備えている。光検出部は被検体内の管を通過した光の光強度を検出して第１光強度を出力する。圧力検出部は、管が押圧される圧力の大きさを検出して出力する。補正部は管が押圧される圧力の大きさを用いて第１光強度を補正する。そして、補正部は管に圧力が加わらないときの光強度である第２光強度を出力する。

被検体の管は弾力性があるので光検出部により押圧されると変形する。管が変形すると管を通過する光の量が変化する。このため、光検出部が被検体を押す圧力の変動にともない第１光強度が変動する。管が押圧される圧力の大きさを用いて補正部が第１光強度を補正し第２光強度を出力する。第２光強度は管に圧力が加わらないときの光強度である。従って、情報取得装置は管に圧力が加わらないときの光強度で管を流れる血液の情報を分析することができる為、被検体の情報を精度良く取得することができる。

［適用例２］
上記適用例にかかる情報取得装置において、時刻をｔ、前記時刻における前記圧力をＰ（ｔ）、前記管の弾性係数をＥ、前記被検体の光吸収係数をμａ_T、血液の光吸収係数をμａ_B、前記時刻に検出された前記第１光強度をＩｍ（ｔ）、前記第２光強度をＩ（ｔ）とするとき、前記補正部は、次式（１）を用いて補正することを特徴とする。

本適用例によれば、補正部は（式１）及び検出した圧力を用いて第１光強度を補正している。圧力により管が変形し、管の変形により光が通過する距離が変化する。そして、皮下組織を光が通過する距離と管内を光が通過する距離との割合が変化する。（式１）は圧力によって皮下組織と管とを光が通過する割合の変化に伴って変化する光強度を補正している。従って、補正部は被検体に加わる圧力によって変化する光強度を確実に補正することができる。

［適用例３］
上記適用例にかかる情報取得装置において、前記補正部は、前記圧力検出部が検出した前記圧力と前記第１光強度とに対する前記第２光強度の相関関係を示す相関表を用いて前記第２光強度を出力することを特徴とする。

本適用例によれば、相関表及び検出した圧力を用いて、第１光強度を補正した第２光強度を出力している。相関表は圧力検出部が検出した圧力と第１光強度とに対する第２光強度の相関関係を示す。相関表は予め確認されている相関関係を示している。従って、補正部は被検体における第１光強度を確実に補正して第２光強度を得ることができる。

［適用例４］
上記適用例にかかる情報取得装置において、前記被検体と前記光検出部との間に前記圧力検出部が位置し、前記圧力検出部は弾力性を有し、光を通過させる光通過部を備えることを特徴とする。

本適用例によれば、圧力検出部は被検体と光検出部との間に位置している。そして、圧力検出部は光通過部を備え、光通過部は光を通過させる。従って、被検体から出力されて圧力検出部を通過する光を光検出部が検出できる。被検体に硬い部材が接触するとき被検体を硬い部材が部分的に押圧することがある。このとき、被検体に局所的に高い圧力が加わり、被検体に跡がつくことがある。本適用例では圧力検出部は弾力性を有している。従って、被検体に跡がつくことを抑制することができる。

［適用例５］
上記適用例にかかる情報取得装置において、前記圧力検出部は前記管を通過する光が前記被検体を通過する場所に加わる圧力を検出することを特徴とする。

本適用例によれば、圧力検出部は管を通過する光が被検体を通過する場所に加わる圧力を検出する。これにより、圧力検出部は管及び管の周囲の組織に加わる圧力を検出することができる。

［適用例６］
上記適用例にかかる情報取得装置において、前記光通過部を囲む場所には遮光部が設置されていることを特徴とする。

本適用例によれば、光通過部を囲む場所には遮光部が設置されている。圧力検出部の内部で反射を繰り返して伝播する光を遮光部が遮光する。従って、被検体を通過しない光が光検出部に入力することを抑制することができる。

［適用例７］
上記適用例にかかる情報取得装置において、前記被検体と前記圧力検出部との間に前記光検出部が位置することを特徴とする。

本適用例によれば、被検体と圧力検出部との間に光検出部が位置している。従って、被検体と光検出部との間には圧力検出部が存在しないので、被検体内から出力される光は圧力検出部を通過せずに光検出部に入力される。従って、被検体内から出力される光が圧力検出部を通過して減衰することを防止することができる。

［適用例８］
本適用例にかかる情報取得方法であって、被検体内の管を通過した光の光強度である第１光強度を検出し、前記管が押圧される圧力の大きさを検出し、前記第１光強度及び前記管が押圧される圧力を用いて、前記管に圧力が加わらないときの前記光強度である第２光強度を演算することを特徴とする。

本適用例によれば、被検体内の管を通過した光の光強度を検出し、この光強度を第１光強度とする。さらに、管が押圧される圧力の大きさを検出する。そして、第１光強度及び管が押圧される圧力を入力して第２光強度を演算する。第２光強度は管に圧力が加わらないときの光強度である。従って、情報取得方法では管に圧力が加わらないときの光強度で管を流れる血液の情報を分析することができる為、被検体の情報を精度良く取得することができる。

第１の実施形態にかかわり、（ａ）は、脈拍測定装置の設置例を説明するための模式図、（ｂ）及び（ｃ）は脈拍測定装置の構造を示す模式平面図。 脈拍測定装置の構造を示す分解斜視図。 （ａ）は、圧力検出部の構造を示す模式平面図、（ｂ）は、圧力検出部の構造を示す要部模式平面図、（ｃ）は、センサーモジュールの構造を示す模式平面図。 （ａ）は、センサーモジュールの動作を説明するための部分模式側断面図、（ｂ）は、圧力センサー駆動回路の一部を示す回路図。 脈拍測定装置の電気制御ブロック図。 脈拍情報取得方法のフローチャート。 脈拍情報取得方法を説明するための模式図。 脈拍情報取得方法を説明するための模式図。 脈拍情報取得方法を説明するための模式図。 第２の実施形態にかかわり、補正演算部が補正に用いる相関表を示す図。 第３の実施形態にかかわる血圧測定装置の電気制御ブロック図。 光センサー駆動回路及びセンサーモジュールの電気制御ブロック図。 血圧情報取得方法のフローチャート。 容積脈波を説明するための図。 第４の実施形態にかかわる脈拍測定装置の構造を示す分解斜視図。

以下、実施形態について図面に従って説明する。尚、各図面における各部材は、各図面上で認識可能な程度の大きさとするため、各部材毎に縮尺を異ならせて図示している。

（第１の実施形態）
本実施形態では、脈拍測定装置と、この脈拍測定装置を用いて脈拍を測定する、脈拍情報取得方法との特徴的な例について、図に従って説明する。第１の実施形態にかかわる脈拍測定装置について図１〜図５に従って説明する。図１（ａ）は、脈拍測定装置の設置例を説明するための模式図である。図１（ａ）に示すように、情報取得装置としての脈拍測定装置１は被検体としての被検者２の手首に設置される。脈拍測定装置１は、非侵襲式で被検者２の脈拍を測定する医療用の測定装置であり、医療機器である。脈拍測定装置１は手首の血管を流れる血液の脈拍を測定する。

図１（ｂ）及び図１（ｃ）は脈拍測定装置の構造を示す模式平面図である。図１（ｂ）は脈拍測定装置１の表面を示し、図１（ｃ）は脈拍測定装置１の裏面を示す。図１（ｂ）に示すように、脈拍測定装置１は腕時計と類似した形状になっている。脈拍測定装置１は外装部３を備えている。外装部３の図中左右には固定バンド４が設置され、固定バンド４は被検者２の手首や腕等の被測定部に脈拍測定装置１を固定する。固定バンド４にはマジックテープ（登録商標）が用いられている。脈拍測定装置１において固定バンド４が延在する方向をＹ方向とし、被検者２の腕が延在する方向をＸ方向とする。脈拍測定装置１が被検者２を向く方向をＺ方向とする。Ｘ方向、Ｙ方向及びＺ方向は互いに直交する。

外装部３の表面３ａは被検者２に装着したときに外向きになる面である。外装部３の表面３ａには、操作スイッチ５、タッチパネル６及びスピーカー７が設置されている。操作スイッチ５やタッチパネル６を用いて被検者２が測定開始指示の入力を行う。そして、測定結果のデータがタッチパネル６に表示される。スピーカー７からは脈拍測定装置１から被検者２に注意を喚起する警告音が発せられる。

図１（ｃ）に示すように、外装部３の裏面３ｂ側には受光部及び光検出部としてのセンサーモジュール８が設置されている。センサーモジュール８は被検者２の皮膚に接近させて用いられる。センサーモジュール８は被検者２の皮膚に測定光を照射し、反射光を受光するデバイスである。センサーモジュール８は光源とフォトセンサーアレイを内蔵する薄型のイメージセンサーである。外装部３の裏面３ｂには、外部装置と通信するための通信コネクター９が設置されている。通信コネクター９には外部機器に繋がるコードと接触して通信を行う接点が配列されている。他にも、図示しない充電式蓄電池を充填するための電源コネクター１０が設置されている。電源コネクター１０は電力を入力するコネクターである。

図２は脈拍測定装置の構造を示す分解斜視図である。図２に示すように、脈拍測定装置１はＺ方向側から裏蓋１１、圧力検出部としての感圧導電性ゴム１２、センサーモジュール８、回路ユニット１４、スペーサー１５、タッチパネル６、振動装置１６、表ケース１７の順に重ねて構成されている。裏蓋１１及び表ケース１７により外装部３が構成されている。そして、感圧導電性ゴム１２、センサーモジュール８、回路ユニット１４、スペーサー１５、タッチパネル６及び振動装置１６等が外装部３に収納されている。

裏蓋１１は板状の部材であり、被検者２と対向する部材である。裏蓋１１はＸ方向側に四角形の第１窓部１１ａが設置され、第１窓部１１ａは感圧導電性ゴム１２が露出する場所になっている。感圧導電性ゴム１２は外装部３の内部に塵が入ることを防止する。また、センサーモジュール８が汚れることを防止する。感圧導電性ゴム１２は一部がセンサーモジュール８に接着固定されている。センサーモジュール８及び感圧導電性ゴム１２等により圧力検出部１３が構成されている。

被検者２に硬い部材が接触するとき被検者２を硬い部材が部分的に押圧することがある。このとき、被検体に局所的に高い圧力が加わり、被検者２に跡がつくことがある。脈拍測定装置１では第１窓部１１ａから感圧導電性ゴム１２が突出し、感圧導電性ゴム１２は弾力性を有している。従って、被検者２に跡がつくことを抑制することができる。

裏蓋１１は−Ｘ方向側に四角形の第２窓部１１ｂ及び第３窓部１１ｃが設置されている。第２窓部１１ｂは通信コネクター９が露出する場所であり、第３窓部１１ｃは電源コネクター１０が露出する場所である。

センサーモジュール８には発光素子及び受光素子が格子状に設置され被検者２に光を照射し特定の波長の反射光の光強度を検出するセンサーである。回路ユニット１４は回路基板１８を備えている。回路基板１８には振動装置１６、センサーモジュール８及びタッチパネル６を駆動し制御する電気回路２１が設置されている。電気回路２１は複数の半導体チップにより構成されている。他にも、回路基板１８には操作スイッチ５、スピーカー７、通信コネクター９、電源コネクター１０、充電式蓄電池２２が設置されている。充電式蓄電池２２は電源コネクター１０と電気的に接続され、電源コネクター１０を介して充電できる。

スペーサー１５は回路ユニット１４とタッチパネル６との間に設置される構造体である。回路ユニット１４の−Ｚ方向側の面には複数の電気素子が設置されているので凹凸ができている。スペーサー１５は回路基板１８に被せて設置され、タッチパネル６側の面を平坦にする。スペーサー１５には複数の孔１５ａが設置され、操作スイッチ５、スピーカー７及び振動装置１６が孔１５ａを貫通する。

タッチパネル６は表示部２３上に操作入力部２４が設置された構造になっている。表示部２３は電子データを画像にして表示可能であれば良く特に限定されず、液晶表示装置やＯＬＥＤ（Ｏｒｇａｎｉｃ ｌｉｇｈｔ−ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｄｉｏｄｅｓ）表示装置を用いることができる。本実施形態では、例えば、表示部２３にＯＬＥＤを用いている。

操作入力部２４は透明板の表面に透明電極を格子状に配置した入力装置である。操作者が透明電極に触れるとき電流が交差する電極間に流れるので操作者が触れた場所を検出することが可能になっている。透明板は光透過性のある板であれば良く樹脂シートやガラス板を用いることができる。透明電極は光透過性があり導電性の有る膜であれば良く、例えば、ＩＧＯ（Ｉｎｄｉｕｍ−ｇａｌｌｉｕｍ ｏｘｉｄｅ）、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ）、ＩＣＯ（Ｉｎｄｉｕｍ−ｃｅｒｉｕｍ ｏｘｉｄｅ）を用いることができる。表示部２３には測定の状況や測定結果等が表示される。操作スイッチ５は操作入力部２４と同様に脈拍測定装置１を操作するスイッチである。操作者は操作入力部２４及び操作スイッチ５を操作して脈拍の測定開始指示や測定条件等の各種指示入力を行う。

表ケース１７の＋Ｚ方向側には振動装置１６が設置されている。振動装置１６は外装部３を振動させる。そして、脈拍測定装置１は外装部３を振動させて、被検者２に注意を喚起させる機能を備えている。振動装置１６は外装部３を振動できれば良く振動装置１６を構成する部材は特に限定されない。本実施形態では、例えば、振動装置１６に圧電素子を用いている。

表ケース１７には複数の孔１７ａが設置され、孔１７ａから操作入力部２４、操作スイッチ５及びスピーカー７が露出する。そして、裏蓋１１と表ケース１７とがセンサーモジュール８〜タッチパネル６を挟んで収納する。

図３（ａ）は、圧力検出部の構造を示す模式平面図であり、センサーモジュール８を裏面３ｂ側から見た図である。図３（ｂ）は、圧力検出部の構造を示す要部模式平面図である。

図３（ａ）に示すように、センサーモジュール８には発光素子２５と光検出部としての受光素子２６が対になって設置され、発光素子２５及び受光素子２６の対が格子状に二次元配列されている。図を見易くするために図中発光素子２５及び受光素子２６の対が５行１０列の配置になっているが、発光素子２５及び受光素子２６の対の行数及び列数は特に限定されない。本実施形態では例えば２５０行×２５０列の発光素子２５及び受光素子２６の対が設置されている。

発光素子２５及び受光素子２６の対の配置間隔は、１〜１５００μｍにすると好適であり、製造コストと測定精度との兼ね合いから、例えば１００〜１５００μｍ程度とするのが好ましい。本実施形態では、例えば、発光素子２５及び受光素子２６の対の間隔は０．１ｍｍになっている。そして、センサーモジュール８は撮像素子としても機能するようになっている。発光素子２５及び受光素子２６はＸ方向及びＹ方向に配列する。

図３（ｂ）に示すように、感圧導電性ゴム１２には発光素子２５及び受光素子２６と対向する場所に光を通過させる光通過部１２ａが設置されている。さらに、感圧導電性ゴム１２には光通過部１２ａを囲む場所に圧力を検出する遮光部としての感圧部１２ｂが設置されている。そして、感圧導電性ゴム１２は光通過部１２ａを囲む場所の圧力を検出する。光通過部１２ａを囲む場所の圧力は光通過部１２ａに近い圧力になっている。従って、光が通過する場所の被検者２に加わる圧力とほぼ等しい圧力を感圧部１２ｂが検出することができる。

感圧導電性ゴム１２の材質は光を通過可能であれば良く特に限定されない。本実施形態では、例えば、感圧導電性ゴム１２の材質にシリコーンゴムを採用している。そして、感圧部１２ｂには微細な導電性粒子が均一な密度で設置されている。導電性粒子は炭素粒子や金属粒子を用いることができる。本実施形態では、例えば、導電性粒子に炭素粒子を採用している。

感圧部１２ｂは環状の一カ所が切断された形状になっている。そして、感圧部１２ｂの一端には第１端子２７ａが接続され、感圧部１２ｂの他端には第２端子２７ｂが接続されている。第１端子２７ａと第２端子２７ｂとの間では炭素粒子が互いに連結しており電気的抵抗体として機能する。感圧部１２ｂが加圧され収縮するとき炭素粒子が互いに連結する場所が増える。そして、第１端子２７ａと第２端子２７ｂとの間の抵抗が小さくなる。従って、第１端子２７ａと第２端子２７ｂとの間の抵抗を検出することにより感圧導電性ゴム１２に加わる圧力を検出することができる。

感圧部１２ｂは光を通さない遮光部になっている。これにより、感圧導電性ゴム１２の内部を伝播する光を感圧部１２ｂが抑制する。従って、被検者２を通過しない光が受光素子２６に入力することを抑制することができる。

図３（ｃ）は、センサーモジュールの構造を示す模式平面図であり、圧力検出部１３から感圧導電性ゴム１２を除去した図である。図３（ｃ）に示すように、センサーモジュール８は素子基板８ａを備えている。素子基板８ａには発光素子２５及び受光素子２６が設置されている。素子基板８ａには発光素子２５及び受光素子２６を支持する支持部材８ｂが設置されている。支持部材８ｂには格子状に孔が設置され、各孔に発光素子２５及び受光素子２６が設置されている。そして、発光素子２５、受光素子２６及び支持部材８ｂの＋Ｚ方向側の面が同一平面になるように設定されている。支持部材８ｂの＋Ｚ方向側の面には第１端子２７ａ及び第２端子２７ｂが設置されている。第１端子２７ａ及び第２端子２７ｂは感圧部１２ｂと接続する。

支持部材８ｂは素子基板８ａに接着固定され、感圧導電性ゴム１２は支持部材８ｂに接着固定されている。そして、圧力検出部１３は一体になっている。発光素子２５及び受光素子２６は光通過部１２ａと密着している。これにより、光が光通過部１２ａと発光素子２５及び受光素子２６との間で繰り返して反射することが抑制される。

血管の位置や血液の流れを検出するために発光素子２５から被検者２に光を照射する。発光素子２５が照射する光の波長は８００ｎｍを中心にして７００ｎｍ〜９００ｎｍになっている。血液中のヘモグロビンは波長が８００ｎｍの光をよく吸収する。従って、被検者２に発光素子２５から光を照射して撮影するとき血管の配置を撮影することができる。

発光素子２５は測定光を照射する照射部である。発光素子２５は皮下組織に対して透過性を有する近赤外線を発光できれば良く特に限定されない。発光素子２５には、例えば、ＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）やＯＬＥＤ（Ｏｒｇａｎｉｃ ｌｉｇｈｔ−ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｄｉｏｄｅ）等を用いることができる。

受光素子２６は光としての反射光２９を受光した光強度に応じた電気信号を出力する。受光素子２６は光の強度を電気信号に変換できる素子であれば良く、例えば、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ Ｉｍａｇｅ Ｓｅｎｓｏｒ）やＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｉｍａｇｅ Ｓｅｎｓｏｒ）等の撮像素子を用いることができる。また、１つの受光素子２６は検量に必要な各波長成分を受光する複数の素子を含む構成になっていても良い。そして、このセンサーモジュール８は発光素子２５及び受光素子２６の設置された側の面が正面側であり、正面側が被検者２の皮膚面に向かうように、外装部３の裏面３ｂ側に設置されている。

図４（ａ）は、センサーモジュールの動作を説明するための部分模式側断面図である。図４（ａ）に示すように、発光素子２５の光軸と受光素子２６の光軸とは同じ向きを向いている。発光素子２５は光としての測定光２８を所定の指向特性で射出する。この測定光２８の指向特性の中で最も光強度の高い方向を発光素子の光軸とする。受光素子２６は反射光２９を検出する感度が所定の指向特性になっている。この感度の指向特性の中で最も感度の高い方向を受光素子２６の光軸とする。そして、センサーモジュール８では光を射出する光強度が高い方向と光の受光する感度が最も高い方向とが同じ向きになっている。つまり、発光素子２５の光軸と受光素子２６の光軸とは同じ向きになっている。従って、発光素子２５の光軸及び受光素子２６の光軸の方向に被測定部２ａを設置するときセンサーモジュール８は感度良く反射光２９を受光することができる。被測定部２ａは脈拍を測定する場所である。

センサーモジュール８と対向する場所に被測定部２ａが設定される。血液の脈拍を検出する前に管としての血管３０の配置を検出する。まず、血管３０の配置を撮影する。このときにはセンサーモジュール８の総ての発光素子２５を一斉に発光させる。そして、被検者２の被測定部２ａの全域に測定光２８を照射する。測定光２８は被測定部２ａにて乱反射して反射光２９になる。そして、総ての受光素子２６にて反射光２９を受光し、被測定部２ａの画像を取得する。次に、一部の発光素子２５から測定光２８を出力する。そして、特定の場所の受光素子２６が反射光２９を受光して脈拍を測定する。

被検者２とセンサーモジュール８との間に感圧導電性ゴム１２が位置している。そして、センサーモジュール８が被検者２を加圧する圧力の分布を感圧導電性ゴム１２が検出する。そして、測定する場所の圧力を感圧部１２ｂが検出する。

図４（ｂ）は圧力センサー駆動回路の一部を示す回路図である。図４（ｂ）に示すように、圧力センサー駆動回路３１は電源配線３２を備え、電源配線３２には充電式蓄電池２２から電圧が印加されている。電源配線３２の電圧は特に限定されないが本実施形態では、例えば、電源配線３２の電圧は３Ｖに設定されている。

電源配線３２には配線を介して抵抗３３が接続されている。抵抗３３における電源配線３２の反対側は感圧部１２ｂの第１端子２７ａに接続され、さらに、増幅素子３４の入力端子に接続されている。感圧部１２ｂにおける第１端子２７ａの反対側に位置する第２端子２７ｂは配線を介して接地３５されている。増幅素子３４の出力端子は配線を介してＡＤ変換素子３６（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｔａｌ）の入力端子と接続されている。ＡＤ変換素子３６の出力端子は配線を介して制御装置３７と接続されている。

感圧部１２ｂに圧力が加わるとき感圧部１２ｂの抵抗値が下がる。そして、第１端子２７ａと第２端子２７ｂとの間の電圧は電流と感圧部１２ｂの抵抗値とを乗算した値と等しいので、感圧部１２ｂの抵抗値が下がると第１端子２７ａの電圧が下がる。これにより、増幅素子３４の入力端子の電圧が下がるので、増幅素子３４の出力端子の電圧が下がる。従って、ＡＤ変換素子３６が変換して制御装置３７に出力する圧力データの値も低下する。このように、圧力センサー駆動回路３１は感圧部１２ｂに加わる圧力に対応する圧力データを制御装置３７に出力する。尚、感圧部１２ｂの個数と同数の抵抗３３、増幅素子３４及びＡＤ変換素子３６を設置しても良く、増幅素子３４とＡＤ変換素子３６との間にスイッチング素子を配置してＡＤ変換素子３６の個数を感圧部１２ｂの個数より減らしても良い。

図５は脈拍測定装置の電気制御ブロック図である。図５において、脈拍測定装置１は脈拍測定装置１の動作を制御する制御装置３７を備えている。そして、制御装置３７はプロセッサーとして各種の演算処理を行うＣＰＵ３８（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）と、各種情報を記憶するメモリー４１とを備えている。光センサー駆動回路４２、圧力センサー駆動回路３１、操作入力部２４、表示部２３、操作スイッチ５、スピーカー７、振動装置１６、通信装置４３及び充電式蓄電池２２は入出力インターフェイス４４及びデータバス４５を介してＣＰＵ３８に接続されている。

光センサー駆動回路４２はセンサーモジュール８を駆動する回路である。光センサー駆動回路４２はセンサーモジュール８を構成する発光素子２５及び受光素子２６を駆動する。センサーモジュール８には発光素子２５及び受光素子２６が格子状に二次元配列されている。光センサー駆動回路４２はＣＰＵ３８の指示信号に従って所定の場所の発光素子２５を点灯及び消灯する。そして、光センサー駆動回路４２は受光素子２６が受光した光の光強度の信号を増幅しデジタル信号に変換してＣＰＵ３８に送信する。

圧力センサー駆動回路３１はＣＰＵ３８に指示された場所の感圧部１２ｂの圧力に対応する電圧信号をＡＤ変換する。そして、変換されたデジタルデータをＣＰＵ３８に送信する。

表示部２３はＣＰＵ３８の指示により所定の情報を表示する。表示内容に基づき操作者が操作入力部２４及び操作スイッチ５を操作して指示内容を入力する。そして、この指示内容はＣＰＵ３８に伝達される。

スピーカー７は音声の出力装置であり、ＣＰＵ３８からの指示により各種の音声出力を行う。スピーカー７によって、脈拍測定開始や測定終了、エラー発生等の報知音が出力される。

振動装置１６は外装部３を振動させる装置である。外装部３は被検者２に接触しているので、脈拍測定装置１は外装部３を振動させることにより被検者２に注意を喚起させることができる。脈拍測定装置１の使用環境によりスピーカー７から音を出せないときには振動装置１６を用いて被検者２に注意を喚起させることができる。

通信装置４３は、有線通信回路や通信制御回路等の回路により構成された装置である。通信コネクター９は外部機器との通信を行う。通信装置４３を無線通信回路にして外部機器と無線通信を行っても良い。

充電式蓄電池２２は脈拍測定装置１を駆動する電力を供給する。充電式蓄電池２２は充電量を示すデータをＣＰＵ３８に出力する。ＣＰＵ３８は充電式蓄電池２２に蓄電された電力を検出可能になっている。充電式蓄電池２２は電源コネクター１０と接続され、図示しない充電ユニットにより充電される。

メモリー４１は、ＲＡＭ、ＲＯＭ等といった半導体メモリーや、ハードディスク、ＤＶＤ−ＲＯＭといった外部記憶装置を含む概念である。機能的には、脈拍測定装置１の動作の制御手順が記述されたプログラム４６を記憶する記憶領域や、発光素子２５の位置を示すデータである発光素子リスト４７を記憶するための記憶領域が設定される。

他にも、受光素子２６の位置を示すデータである受光素子リスト４８を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー４１には発光素子２５を全点灯して血管３０の配置を撮影した生体画像データ４９を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー４１には生体画像データ４９から演算した血管３０の位置を示す血管位置データ５０を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー４１には測定する血管３０の位置を示すデータである測定位置データ５１を記憶するための記憶領域が設定される。

他にも、メモリー４１には測定した光の強度変化を示すデータである補正前波形データ５２を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー４１には圧力センサー駆動回路３１が出力する感圧部１２ｂに加わる圧力を示す圧力データ５３を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー４１には圧力データ５３を用いて補正前波形データ５２を補正した補正後波形データ５４を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー４１にはＣＰＵ３８が演算した脈拍のデータである脈拍データ５５を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、ＣＰＵ３８のためのワークエリアやテンポラリーファイル等として機能する記憶領域やその他各種の記憶領域が設定される。

ＣＰＵ３８は、メモリー４１内に記憶されたプログラム４６に従って、脈拍を測定する制御を行うものである。具体的な機能実現部としてＣＰＵ３８は発光制御部５６を有する。発光制御部５６は複数の発光素子２５を選択的に発光させる制御と消灯させる制御を行う。他にも、ＣＰＵ３８は受光制御部５７を有する。受光制御部５７は、受光素子２６が受光した光強度のデジタルデータを取得する制御を行う。他にも、ＣＰＵ３８は圧力検出制御部５８を有する。圧力検出制御部５８は、感圧導電性ゴム１２に加わる圧力を検出させる制御を行う。

他にも、ＣＰＵ３８は、生体画像取得部６１を有する。生体画像取得部６１は、センサーモジュール８の直下の被測定部２ａの生体画像の取得を行う。生体画像の取得は、公知の静脈認証技術等における生体画像の撮影技術を適宜利用することで実現する。すなわち、センサーモジュール８の発光素子２５を一斉に発光させ、総ての受光素子２６による撮影を行う。そして、撮影した画像である生体画像を生成する。生体画像取得部６１によって取得された生体画像は生体画像データ４９としてメモリー４１に記憶される。

他にも、ＣＰＵ３８は測定位置演算部６２を有する。測定位置演算部６２は生体画像に所定の画像処理を行って血管位置のデータを取得する。具体的には公知の画像処理技術を用いて生体画像から静脈パターンを識別する。例えば、生体画像の画素毎に基準輝度と比較して２値化やフィルター処理を施す。処理後の生体画像において基準輝度未満の画素が血管３０を示し、基準輝度以上の画素が非血管領域を示す。測定位置演算部６２によって取得された血管位置のデータは血管位置データ５０としてメモリー４１に記憶される。

測定位置演算部６２は、所定の選択条件を満たす場所の血管３０を測定対象として選択する。ここで、測定対象とする場所の血管３０は、１つであっても良いし、複数選択しても良い。測定対象として選択された場所の血管３０のデータは、測定位置データ５１としてメモリー４１に記憶される。

測定位置演算部６２は、測定場所の血管３０の測定において駆動する発光素子２５及び受光素子２６を選択する。具体的には、測定する場所の血管３０の中心線と直交する直線上に位置する発光素子２５及び受光素子２６を選択する。このとき、測定する場所と発光素子２５との距離及び測定する場所と受光素子２６との距離が最適距離と近い値となるように発光素子２５及び受光素子２６を選択する。選択された発光素子２５は発光素子リスト４７としてメモリー４１に記憶される。そして、選択された受光素子２６は受光素子リスト４８としてメモリー４１に記憶される。

他にも、ＣＰＵ３８は測定制御部６３を有する。測定制御部６３は光センサー駆動回路４２に発光素子２５を点灯させる。そして、光センサー駆動回路４２に受光素子２６を駆動させて反射光２９の光強度を検出する。この光強度は血管３０を通過した光の光強度である。さらに、測定制御部６３は感圧導電性ゴム１２において圧力を検出する場所を選定する。そして、測定制御部６３は圧力センサー駆動回路３１に選定した場所の感圧部１２ｂに圧力を検出させる。

他にも、ＣＰＵ３８は補正部としての補正演算部６４を有する。補正演算部６４は、測定した圧力データ、センサーモジュール８が検出した光強度の推移を示す波形データ、圧力を変数として光強度を補正する式を用いて光強度の推移を示す波形データを補正する。これにより、補正演算部６４は測定した波形データを被測定部２ａに圧力が加わることによる血管３０の抑制がない状態の波形データに補正する。補正した波形データは補正後波形データ５４としてメモリー４１に記憶する。

他にも、ＣＰＵ３８は脈拍演算部６５を有する。補正後波形データ５４において脈拍演算部６５は１分間の間に存在する波数を演算する。演算した波数は脈拍データ５５としてメモリー４１に記憶する。他にも、ＣＰＵ３８は入出力制御部６６を有する。入出力制御部６６は操作入力部２４、操作スイッチ５及び通信コネクター９からの入力を受け付ける。そして、入力内応に応じた信号をＣＰＵ３８の各演算部及び制御部等の機能部に伝達する。さらに、入出力制御部６６は表示部２３に表示内容を出力し、表示内容を表示部２３に表示させる。さらに、入出力制御部６６はスピーカー７に音声情報を出力し、音声情報をスピーカー７から発声させる。さらに、入出力制御部６６は振動装置１６に振動パターン情報を出力し、振動装置１６を振動させる。

他にも、ＣＰＵ３８は異常状態判断部６７を有する。異常状態判断部６７は脈拍演算部６５が演算した脈拍を判定値と比較して判断する。脈拍が異常であるときには表示部２３、スピーカー７及び振動装置１６を用いて被検者２に警告する。

尚、本実施形態では、脈拍測定装置１の上記の各機能がＣＰＵ３８を用いてプログラムソフトで実現することとしたが、上記の各機能がＣＰＵ３８を用いない単独の電子回路（ハードウェア）によって実現できる場合には、そのような電子回路を用いることも可能である。

次に上述した脈拍測定装置１を用いた脈拍情報取得方法について図６〜図９にて説明する。図６は、脈拍情報取得方法のフローチャートである。図６のフローチャートにおいて、ステップＳ１はユニット装着工程に相当する。操作者が脈拍測定装置１を被検者２に設置する工程である。ステップＳ２は画像取得工程に相当する。この工程は生体画像取得部６１が総ての発光素子２５を一斉に発光させて、受光素子２６が血管３０の画像を撮影する工程である。次にステップＳ３に移行する。ステップＳ３は血管位置取得工程である。この工程は、測定位置演算部６２が撮影した画像を用いて血管３０の位置を取得する工程である。次にステップＳ４に移行する。

ステップＳ４は測定対象選択工程である。この工程は、測定位置演算部６２が被測定部２ａの血管３０のうち測定に適した場所を選択する工程である。さらに、測定位置演算部６２は測定する場所を選択する。次にステップＳ５に移行する。ステップＳ５は受発光素子選定工程である。この工程は、測定位置演算部６２が測定時に駆動する発光素子２５及び受光素子２６を選択する工程である。次にステップＳ６に移行する。

ステップＳ６は測定工程である。この工程は、発光素子２５から被測定部２ａに測定光２８を照射し、受光素子２６が受光する反射光２９の光強度を測定する。さらに、感圧導電性ゴム１２に加わる圧力を検出する工程である。次にステップＳ７に移行する。ステップＳ７は補正工程である。この工程は、検出した光強度の推移を示す波形データに圧力による影響を補正演算部６４が補正する工程である。次にステップＳ８に移行する。ステップＳ８は脈拍演算工程である。この工程は、補正後の波形データを用いて１分間の間に生ずる波数を演算する工程である。次にステップＳ９に移行する。ステップＳ９は脈拍表示工程であり、演算した脈拍のデータを表示部２３に表示する工程である。以上の工程により脈拍情報取得工程を終了する。

図７〜図９は脈拍情報取得方法を説明するための模式図である。次に、図７〜図９を用いて、図６に示したステップと対応させて、脈拍情報取得方法を詳細に説明する。図７（ａ）はステップＳ１のユニット装着工程に対応する図である。図７（ａ）に示すように、ステップＳ１において、操作者が被検者２に脈拍測定装置１を設置する。感圧導電性ゴム１２が被検者２に接触するように脈拍測定装置１を設置する。このとき、タッチパネル６が見えるように設置される。次に、操作者は操作スイッチ５を押して測定を開始し、ステップＳ２に移行する。

図７（ｂ）及び図７（ｃ）はステップＳ２の画像取得工程に対応する図である。図７（ｂ）に示すように、ステップＳ２において、被測定部２ａの撮影が行われる。生体画像取得部６１が発光制御部５６に発光素子２５を点灯する指示信号を出力する。発光制御部５６は光センサー駆動回路４２に発光素子２５を点灯する指示信号を出力する。光センサー駆動回路４２は発光素子２５を駆動して点灯させる。発光素子２５が射出した測定光２８は被測定部２ａを照射する。測定光２８は被測定部２ａで乱反射して反射光２９になる。

次に、生体画像取得部６１が受光制御部５７に撮像する指示信号を出力する。受光制御部５７は光センサー駆動回路４２に受光素子２６を駆動する指示信号を出力する。光センサー駆動回路４２は受光素子２６を駆動して入力された光の光強度を受光データにＡＤ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｔａｌ）変換して受光制御部５７に出力する。受光素子２６は格子状に配列されているので撮像カメラとして機能する。図７（ｃ）に示すように、受光データは血管３０の形状が撮影された生体画像６８を形成する。受光制御部５７は生体画像６８を生体画像データ４９としてメモリー４１に記憶する。

図７（ｃ）はステップＳ２の画像取得工程及びステップＳ３の血管位置取得工程に対応する図である。図７（ｃ）に示す生体画像６８はセンサーモジュール８が出力した被測定部２ａの画像である。生体画像６８は、センサーモジュール８における受光素子２６の配列に対応する画素による二次元画像として得られる。血管３０は非血管部よりも近赤外線を吸収し易い。このため、生体画像６８において、血管３０の像である血管像６８ａは非血管部の像である非血管像６８ｂよりも輝度が低く暗くなる。ステップＳ３では、生体画像６８において輝度が低くなっている部分を抽出することで、測定位置演算部６２が血管パターンを抽出する。すなわち、測定位置演算部６２は生体画像６８を構成する画素毎に、その輝度が所定の閾値以下であるか否かを演算する。そして、該当する受光素子２６の直下に血管３０が存在するか否かを測定位置演算部６２が判定する。この手順により、測定位置演算部６２は血管３０の位置を検出する。

図７（ｄ）はステップＳ４の測定対象選択工程に対応する図であり、生体画像６８に基づいて得られる血管位置情報を示す模式図である。血管位置の情報は生体画像６８を構成する画素毎に血管３０であるか非血管部６９であるかを示す情報となる。ステップＳ４において測定位置演算部６２が血管３０の測定場所である測定部位７０を選択する。測定位置演算部６２は測定部位７０を、次の選択条件を満たすように選択する。選択条件とは、「血管３０の分岐部分や合流部分、画像の端部以外の部位であり、且つ、所定の長さ及び幅を有する」ことである。

血管３０の分岐・合流部分３０ａでは圧力に応じて変化する変化率が直線部より複雑に変わるので補正し難い場所である。従って、精度良く補正することが難しい。このため、血管３０の分岐・合流部分３０ａを除いた部分から測定部位７０を選択する。

また、生体画像６８における血管３０の端部３０ｂでは、画像の外側近傍の血管の分岐や合流といった構造が不明である。このため、上述と同様の理由による測定精度の低下の可能性を避けるために、生体画像６８の端部３０ｂを除いた血管３０から測定部位７０を選択する。

図８（ａ）はステップＳ５の受発光素子選定工程に対応する図である。図８（ａ）に示すように、ステップＳ５において測定位置演算部６２が測定時に駆動する発光素子２５及び受光素子２６を選定する。このとき、発光素子２５と受光素子２６との間に測定部位７０が位置するように発光素子２５及び受光素子２６を選定する。受光素子２６は測定部位７０を透過した光を検出する。

発光素子２５と受光素子２６との間の中央に測定部位７０が位置するように測定位置演算部６２が発光素子２５及び受光素子２６の位置を設定する。さらに、発光素子２５と受光素子２６との間の距離が所定の最適距離７１に近づくように測定位置演算部６２が発光素子２５及び受光素子２６の位置を設定する。

図８（ｂ）及び図８（ｃ）は、ステップＳ６の測定工程に対応する図である。当図は生体組織内における光の伝播を説明するための模式図であり、深さ方向に沿った断面図を示している。図を見易くするためにハッチングは省略してある。図８（ｂ）に示すように、ステップＳ６において発光素子２５は所定の指向特性で測定光２８を射出する。被検者２において血管３０を囲む細胞組織を一般組織２ｄとする。一般組織２ｄは皮膚組織、脂肪素子、筋肉組織等であり、測定する血管３０の周囲に位置する細胞組織である。測定光２８の一部は一般組織２ｄを通って血管３０を通過する。測定光２８の一部は一般組織２ｄで散乱した後血管３０を通過する。そして、測定光２８の一部は血管３０を透過した後で反射光２９として受光素子２６に入力する。測定光２８の一部は血管３０を透過せずに反射光２９として受光素子２６に入力する。

図８（ｃ）は、発光素子２５から射出された光のうち受光素子２６に入力する光を光線追跡法によりシミュレーションした図である。図８（ｃ）に示すように、発光素子２５から照射された測定光２８は生体組織内を拡散反射し、照射された光の一部が受光素子２６に到達する。光の伝播経路である光路は２つの弧で挟まれたバナナ形状の領域を主に通過する。光路は発光素子２５と受光素子２６との略中央付近で深さ方向の幅が最も広くなるとともに、深くなる。そして、発光素子２５と受光素子２６との間隔が長くなる程、光が通過する深さが深くなる。

測定精度を高めるには、より多くの血管３０の透過光が受光素子２６で受光されることが望ましい。このことから、発光素子２５と受光素子２６との間のほぼ中央に測定対象となる測定部位７０が位置するのが望ましい。そして、皮膚面から測定部位７０までの深さを血管深さ７２とするとき、想定する血管深さ７２に応じた最適距離７１が定められる。発光素子２５と受光素子２６との間の最適な間隔である最適距離７１は、血管深さ７２の約２倍の距離である。例えば、血管深さ７２を３ｍｍ程度とすると、最適距離７１は５〜６ｍｍ程度となる。

発光素子２５から射出される測定光２８の波長は血液に吸光される波長になっている。受光素子２６が検出する反射光２９の一部は血管３０を通過しているので、反射光２９の一部が血管３０内の血液に吸収されている。被検者２の心臓の動きに対応して血管３０内の圧力が変化する。血管３０内の圧力が高くなるとき、血管３０の直径が大きくなる。これにより、測定光２８が血液中を通過する距離が長くなるので血液に吸光される光量が大きくなる。そして、受光素子２６が検出する光強度が小さくなる。一方、血管３０内の圧力が低くなるとき、血管３０の直径が小さくなる。これにより、血液に吸光される光量が小さくなるので、受光素子２６が検出する光強度が大きくなる。従って、受光素子２６が検出する光強度の波形は心臓の動きを反映した波形になる。

ステップＳ６では、圧力検出制御部５８が圧力センサー駆動回路３１を駆動して感圧導電性ゴム１２に加わる圧力を検出する。このとき、圧力センサー駆動回路３１は、光センサー駆動回路４２が駆動する発光素子２５と受光素子２６との間に位置する感圧部１２ｂにおける圧力を検出する。そして、測定光２８及び反射光２９が通過する光路において被検者２に加わる圧力を検出する。測定光２８及び反射光２９は血管３０を通過する光であり、感圧部１２ｂは血管３０を通過する光が被検者２を通過する場所に加わる圧力を検出する。これにより、感圧部１２ｂは血管３０及び血管３０の周囲の組織に加わる圧力を検出することができる。

図９（ａ）〜図９（ｃ）はステップＳ７の補正工程に対応する図である。図９（ａ）において、縦軸は受光素子２６が検出した光強度を示し、図中上側が下側より強い光強度になっている。横軸は時間の経過を示し、時間は図中左側から右側へ推移する。第１光強度としての補正前波形７３は受光素子２６の出力を示している。補正前波形７３は短い周期の波形と長い周期の波形とが合成された波形になっている。短い周期の波形は心臓の鼓動による影響を受けた波形である。長い周期の波形は脈拍測定装置１により血管３０が押圧されたことの影響による波形である。

図９（ｂ）において、縦軸は感圧導電性ゴム１２が検出した圧力を示し、図中上側は下側より圧力が高くなっている。横軸は時間の経過を示し、時間は図中左側から右側へ推移する。圧力としての圧力推移線７４は圧力センサー駆動回路３１の出力を示している。圧力推移線７４が高いとき血管３０が脈拍測定装置１に押圧された圧力が高い状態を示している。このとき、血管３０の断面積が小さくなるので、測定光２８は血液に吸光され難くなる。従って、補正前波形７３の光強度が高くなる。

ステップＳ７では、補正演算部６４が圧力推移線７４を用いて補正前波形７３を補正する。次に、数式を用いて補正する方法について説明する。発光素子２５が出力する入射光強度をＩ_oとする。血管３０に圧力が加わっていないときに受光素子２６が検出する検出光強度をＩとする。ランベルト＝ベールの法則により（式２）がなり立つ。

ここで、μ_aT：生体組織の光吸収係数、μ_aB：血液の光吸収係数、ｄ_T：圧力がかからない状態で生体組織を通過する光の光路長、ｄ_B：圧力がかからない状態で血液を通過する光の光路長とする。

血管３０に圧力が加わるときに受光素子２６が検出する検出光強度をＩ_mとする。補正前波形７３はＩ_mの推移を示す。ランベルト＝ベールの法則により、さらに、（式３）がなり立つ。

ここで、Δｄ_B：圧力がかかった状態で血液を通過する光の光路長の変化分とする。

（式３）は（式４）のように変形できる。

（式４）に（式２）を代入することにより（式５）が得られる。

一方、血管３０に加わる圧力をＰ、血管３０の弾性係数をＥとする。フックの法則により（式６）が成り立つ。

（式６）を変形してΔｄ_Bを（式５）の右辺第２項のΔｄ_Bに代入すると（式７）が得られる。

（式５）に（式７）を代入して、変形すると（式８）が得られる。

Ｉを時間の関数であるＩ（ｔ）とし、Ｉｍを時間の関数であるＩｍ（ｔ）とする。さらに、Ｐも時間の関数であるＰ（ｔ）とする。そして、（式８）は（式１）となる。

（式１）における係数μａＴ、μａＢ、Ｅを予め実験を行って求めておく。（式１）において、Ｐ（ｔ）が大きくなると実際に計測で得られるＩｍ（ｔ）は大きくなるが、これに乗算され指数関数で表現される補正項が小さくなるので、Ｉ（ｔ）の変動は小さくなる。圧力推移線７４及び（式１）を用いて補正前波形７３を補正する。

図９（ｃ）において、縦軸は補正した光強度を示し、図中上側は下側より光強度が強くなっている。横軸は時間の経過を示し、時間は図中左側から右側へ推移する。第２光強度としての補正後波形７５は補正前波形７３を補正した波形を示している。補正後波形７５では短い周期の波形は心臓の鼓動による影響を受けた波形がみられる。そして、補正後波形７５では脈拍測定装置１により血管３０が押圧されたことの影響による波形が除かれている。

図９（ｄ）はステップＳ８の脈拍演算工程に対応する図である。図９（ｄ）において、縦軸はスペクトルの強度を示し、図中上側が下側より大きな強度を示す。横軸は周波数を示し、図中右側が左側より高い周波数になっている。ステップＳ８において、補正後波形７５をフーリエ変換する。その結果、周波数分布７６が得られる。そして、周波数分布７６の頂点における周波数を求めることにより脈拍周波数７７が得られる。脈拍は１分間における脈数であり脈拍周波数７７は１秒間における脈数であるので、脈拍周波数７７を６０倍して脈拍を演算する。

ステップＳ９の脈拍表示工程では表示部２３に脈拍を表示する。表示部２３には脈拍の経時変化をグラフ形式にして表示しても良い。他にも、脈拍を判定値と比較して、脈拍が判定値を越えたときスピーカー７から警告音を発しても良い。以上の工程により被検者２から脈拍情報を取得する工程を終了する。

上述したように、本実施形態によれば、以下の効果を有する。
（１）本実施形態によれば、脈拍測定装置１は受光素子２６、感圧部１２ｂ及び補正演算部６４を備えている。受光素子２６は被検者２内の血管３０を通過した反射光２９の光強度を検出して出力する。感圧部１２ｂは、血管３０が押圧される圧力の大きさを検出して出力する。補正演算部６４は血管３０が押圧される圧力の大きさを用いて光強度を補正する。そして、補正演算部６４は血管３０に圧力が加わらないときの光強度を出力する。

被検者２の血管３０は弾力性があるので脈拍測定装置１により押圧されると変形する。血管３０が変形すると血管３０を通過する光の量が変化する。このため、脈拍測定装置１が被検者２を押す圧力の変動にともない受光素子２６が出力する光強度が変動する。血管３０が押圧される圧力の大きさを用いて補正演算部６４が光強度を補正し出力する。補正後の光強度は血管３０に圧力が加わらないときの光強度である。つまり、補正後の光強度は、血管３０が脈拍測定装置１により押圧されて変形した影響を除去した測定値である。従って、脈拍測定装置１は血管３０に圧力が加わらないときの光強度の推移データを用いて血管３０を流れる血液の情報を分析する為、被検者２の情報を精度良く取得することができる。

（２）本実施形態によれば、補正演算部６４は（式１）及び検出した圧力推移線７４を用いて補正前波形７３を補正している。圧力により血管３０が変形し、血管３０の変形により光が通過する距離が変化する。そして、非血管部６９を光が通過する距離と血管３０内を光が通過する距離との割合が変化する。（式１）は圧力によって非血管部６９と血管３０とを光が通過する割合の変化に伴って変化する光強度を補正している。従って、補正演算部６４は被検者２に加わる圧力によって変化する光強度を確実に補正することができる。

（３）本実施形態によれば、感圧導電性ゴム１２は被検者２と受光素子２６との間に位置している。従って、受光素子２６が被検者２を押圧するとき、感圧導電性ゴム１２は押圧する力を受ける。従って、感圧導電性ゴム１２は被検者２が押圧される力を検出することができる。そして、感圧導電性ゴム１２は光通過部１２ａを備え、光通過部１２ａは測定光２８及び反射光２９を通過させる。従って、被検者２から出力されて感圧導電性ゴム１２を通過する反射光２９を受光素子２６が検出できる。

（４）本実施形態によれば、感圧導電性ゴム１２は被検者２と受光素子２６との間に位置している。被検者２に硬い部材が接触するとき被検者２を硬い部材が部分的に押圧することがある。このとき、被検者２に局所的に高い圧力が加わり、被検者２に跡がつくことがある。本実施形態では感圧導電性ゴム１２は弾力性を有している。従って、被検者２に跡がつくことを抑制することができる。

（５）本実施形態によれば、感圧部１２ｂは光通過部１２ａを囲む場所の圧力を検出する。センサーモジュール８は剛性のある板状の部材であるので、感圧部１２ｂに加わる圧力は光通過部１２ａに加わる圧力と略同じ圧力になる。測定に使用する発光素子２５と受光素子２６とが離れているとき、使用する発光素子２５と受光素子２６との間に配置された感圧部１２ｂを用いて被検者２に加わる圧力を検出する。これにより、感圧導電性ゴム１２は、被検者２内を測定光２８及び反射光２９が通過する場所で被検者２に加わる圧力を検出することができる。従って、光が通過する場所の被検者２に加わる圧力を検出することができる。

（６）本実施形態によれば、光通過部１２ａの周囲には感圧部１２ｂが設置されている。感圧部１２ｂは光を遮光する遮光部になっている。そして、感圧導電性ゴム１２の内部で反射を繰り返して伝播する光を感圧部１２ｂが遮光する。従って、被検者２を通過しない光が受光素子２６に入力することを抑制することができる。

（７）本実施形態によれば、被検者２内の血管３０を通過した光の光強度を検出する。この光強度の波形が補正前波形７３である。さらに、血管３０が押圧される圧力の大きさを検出する。そして、補正前波形７３を血管３０が押圧される圧力を用いて補正して補正後波形７５を演算している。補正後波形７５は血管３０に圧力が加わらないときの光強度の波形である。従って、本実施形態では血管３０に圧力が加わらないときの補正後波形７５で血管３０を流れる血液の脈拍を検出することができる為、被検者２の脈拍を精度良く検出することができる。

（第２の実施形態）
次に、脈拍測定装置の一実施形態について図１０を用いて説明する。図１０は補正演算部が補正に用いる相関表を示す図である。本実施形態が第１の実施形態と異なるところは、補正演算部６４が（式１）の代わりに相関表を用いて補正前波形７３を補正する点にある。尚、第１の実施形態と同じ点については説明を省略する。

すなわち、本実施形態では、図１０に示す相関表８０を用いて補正演算部６４が補正前波形７３を補正する。相関表８０は表の左端の列にＰ０〜Ｐ１００の圧力値８１が記載されている。そして、相関表８０は表の上端の行にＩｍ０〜Ｉｍ１００の光強度８２が記載されている。そして、所定の圧力値８１の行と所定の光強度８２の列とが交差する場所の欄には、所定の圧力値８１における各光強度８２を補正した光強度８３が記載されている。光強度８３は圧力値８１が０における光強度８２を推定した値である。尚、圧力値８１が０とは被測定部２ａに加わる圧力が大気圧のみの状態を示す。

補正演算部６４は補正前波形７３及び圧力推移線７４をメモリー４１から入力する。補正演算部６４は測定したある時刻における補正前波形７３を光強度８２とし、圧力推移線７４を圧力値８１とする。そして、補正演算部６４は圧力値８１の行と光強度８２の列とが交差する場所の光強度８３を演算しある時刻における補正後波形７５の光強度とする。補正演算部６４は測定した時刻を変えて補正前波形７３を補正した光強度８３を演算する。そして、補正演算部６４は総ての測定した光強度を補正して補正後波形７５を完成する。

相関表８０に記載されたデータは予め実験して測定したデータである。従って、補正前波形７３、圧力推移線７４及び相関表８０を用いることにより補正後波形７５を演算することができる。

上述したように、本実施形態によれば、以下の効果を有する。
（１）本実施形態によれば、相関表８０、検出した圧力推移線７４を用いて補正前波形７３を補正している。相関表８０は感圧導電性ゴム１２が検出する圧力値８１と受光素子２６が検出する光強度８２とに対する補正後の光強度８３の相関関係を示す。相関表８０は予め確認されている相関関係を示している。従って、補正演算部６４は補正前波形７３を確実に補正して補正後波形７５を得ることができる。

（第３の実施形態）
次に、血圧測定装置の一実施形態について図１１〜図１４を用いて説明する。本実施形態が第１の実施形態と異なるところは、センサーモジュール８に換えてレーザードップラー血流計が設置され、制御装置３７に換えて血圧を演算する機能を有する制御装置が設置されている点にある。尚、第１の実施形態と同じ点については説明を省略する。

図１１は血圧測定装置の電気制御ブロック図である。本実施形態では、図１１において血圧測定装置８６は血圧測定装置８６の動作を制御する制御装置８７を備えている。そして、制御装置８７はプロセッサーとして各種の演算処理を行うＣＰＵ８８と、各種情報を記憶するメモリー８９とを備えている。光センサー駆動回路９０、圧力センサー駆動回路３１、操作入力部２４、表示部２３、操作スイッチ５、スピーカー７、振動装置１６、通信装置４３及び充電式蓄電池２２は入出力インターフェイス４４及びデータバス４５を介してＣＰＵ８８に接続されている。

光センサー駆動回路９０はセンサーモジュール９１を駆動する回路である。光センサー駆動回路９０はセンサーモジュール９１を構成する発光素子９２及び受光素子９３を駆動する。センサーモジュール９１には発光素子９２及び受光素子９３が格子状に二次元配列されている。光センサー駆動回路９０はＣＰＵ８８の指示信号に従って発光素子９２を点灯及び消灯する。そして、光センサー駆動回路９０は受光素子９３が受光した光の光強度の信号を増幅し高周波成分と低周波成分とに分離しデジタル信号に変換してＣＰＵ８８に送信する。

メモリー８９は、ＲＡＭ、ＲＯＭ等といった半導体メモリーや、ハードディスク、ＤＶＤ−ＲＯＭといった外部記憶装置を含む概念である。機能的には、血圧測定装置８６の動作の制御手順が記述されたプログラム９４を記憶する記憶領域や、発光素子９２の位置を示すデータである発光素子リスト４７を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、受光素子９３の位置を示すデータである受光素子リスト４８を記憶するための記憶領域が設定される。尚、発光素子９２及び受光素子９３の配置は第１の実施形態における発光素子２５及び受光素子２６の配置と同じ配置になっている。

他にも、メモリー８９には生体画像データ４９、血管位置データ５０、測定位置データ５１、補正前波形データ５２、圧力データ５３、補正後波形データ５４を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー８９には補正後波形から得られる容積脈波のピーク値のデータである容積脈波データ９５を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、メモリー８９にはＣＰＵ８８が演算した血流量のデータである血流量データ９６を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、ＣＰＵ８８が演算した血圧のデータである血圧データ９７を記憶するための記憶領域が設定される。他にも、ＣＰＵ８８のためのワークエリアやテンポラリーファイル等として機能する記憶領域やその他各種の記憶領域が設定される。

ＣＰＵ８８は、メモリー８９内に記憶されたプログラム９４に従って、血圧を測定する制御を行うものである。具体的な機能実現部としてＣＰＵ８８は発光制御部９８を有する。発光制御部９８は複数の発光素子９２を選択的に発光させる制御と消灯させる制御を行う。他にも、ＣＰＵ８８は受光制御部９９を有する。受光制御部９９は、複数の受光素子９３が受光した光強度のデジタルデータを取得する制御を行う。他にも、ＣＰＵ８８は圧力検出制御部５８を有する。圧力検出制御部５８は、感圧導電性ゴム１２に加わる圧力を検出させる制御を行う。

他にも、ＣＰＵ８８は、生体画像取得部６１及び測定位置演算部６２を有する。生体画像取得部６１及び測定位置演算部６２は第１の実施形態と同様の機能を有し、測定に適切な場所の発光素子９２及び受光素子９３を選択する。選択された発光素子９２は発光素子リスト４７としてメモリー８９に記憶される。そして、選択された受光素子９３は受光素子リスト４８としてメモリー８９に記憶される。

他にも、ＣＰＵ８８は測定制御部１００を有する。測定制御部１００は光センサー駆動回路９０に発光素子９２を点灯させる。そして、光センサー駆動回路９０に受光素子９３を駆動させて反射光２９の光強度を検出する。この光強度は血管３０を通過した光の光強度である。さらに、測定制御部１００は感圧導電性ゴム１２において圧力を検出する場所を選定する。そして、測定制御部１００は圧力センサー駆動回路３１に選定した場所の感圧部１２ｂに圧力を検出させる。

他にも、ＣＰＵ８８は補正演算部６４を有する。補正演算部６４が補正した波形データは補正後波形データ５４としてメモリー８９に記憶する。

他にも、ＣＰＵ８８は容積脈波演算部１０１を有する。容積脈波演算部１０１は補正後波形７５の１周期内のピークを２つ検出する。そして、２つのピークにおける光強度の比を演算する。演算結果は容積脈波データ９５としてメモリー８９に記憶する。他にも、ＣＰＵ８８は血流量演算部１０２を有する。血流量演算部１０２はレーザードップラー法を用いて血流量を演算する。演算結果は血流量データ９６としてメモリー８９に記憶する。他にも、ＣＰＵ８８は血圧演算部１０３を有する。血圧演算部１０３は容積脈波データ９５及び血流量データ９６を用いて血圧を演算する。演算結果は血圧データ９７としてメモリー８９に記憶する。他にも、ＣＰＵ８８は入出力制御部６６及び異常状態判断部６７を有する。

尚、本実施形態では、血圧測定装置８６の上記の各機能がＣＰＵ８８を用いてプログラムソフトで実現することとしたが、上記の各機能がＣＰＵ８８を用いない単独の電子回路（ハードウェア）によって実現できる場合には、そのような電子回路を用いることも可能である。

図１２は光センサー駆動回路及びセンサーモジュールの電気制御ブロック図である。光センサー駆動回路９０は発光用増幅回路１０６を備え、発光用増幅回路１０６の入力の端子は配線により制御装置８７の発光制御部９８と接続されている。センサーモジュール９１は発光素子９２を備え、発光用増幅回路１０６の出力端子は配線により発光素子９２と接続されている。

発光用増幅回路１０６の個数は発光素子９２の個数と同数であり、光センサー駆動回路９０は発光素子９２を個別に発光及び消灯させることができる。そして、発光制御部９８は発光素子９２の点灯を個別に制御する。発光素子９２はレーザーダイードであり、発光する測定光１０７はレーザー光である。測定光１０７の波長は特に限定されないが８００ｎｍを中心にして７００ｎｍ〜９００ｎｍが好ましい。この範囲の波長では測定光１０７が血液に吸収され易いので、センサーモジュール９１が血流の波形を検出し易くなる。本実施形態では、例えば、測定光１０７の波長は７８０ｎｍに設定されている。

光センサー駆動回路９０は受光用増幅回路１０８を備えている。センサーモジュール９１は受光素子９３を備え、受光用増幅回路１０８の入力端子は配線により受光素子９３と接続されている。受光用増幅回路１０８の個数は受光素子９３の個数と同数であり、光センサー駆動回路９０は受光素子９３を個別に駆動させることができる。そして、受光用増幅回路１０８は受光素子９３の出力を個別に入力する。

受光用増幅回路１０８の出力端子は配線により高域バンドパスフィルター１０９及びローパスフィルター１１０と接続されている。高域バンドパスフィルター１０９は数ｋＨｚ〜数１０ｋＨｚの周波数を通過させるフィルターである。高域バンドパスフィルター１０９の出力端子は血流用増幅回路１１１と配線により接続される。血流用増幅回路１１１の出力端子は血流用ＡＤ変換回路１１２と配線により接続される。血流用ＡＤ変換回路１１２のサンプリング周波数は数１００ｋＨｚに設定されている。そして、血流用ＡＤ変換回路１１２の出力端子は制御装置８７の受光制御部９９と配線により接続される。

ローパスフィルター１１０は数ｋＨｚ以下の周波数を通過させるフィルターである。ローパスフィルター１１０の出力端子は容積波用増幅回路１１３と配線により接続される。容積波用増幅回路１１３の出力端子は容積波用ＡＤ変換回路１１４と配線により接続される。容積波用ＡＤ変換回路１１４のサンプリング周波数は数ｋＨｚに設定されている。そして、容積波用ＡＤ変換回路１１４の出力端子は制御装置８７の受光制御部９９と配線により接続される。

発光素子９２から被測定部２ａに照射された測定光１０７は一般組織２ｄにより散乱される。一般組織２ｄにて散乱した光を第１散乱光とする。第１散乱光の周波数は測定光１０７と同じ周波数である。一方、血管３０内で散乱した測定光１０７を第２散乱光とする。第２散乱光の波長は血流の流速に応じて僅かに変化する。第２散乱光の波長の変化は血流によるドップラー効果の影響を受けて生じる。第１散乱光と第２散乱光とは波長が僅かにことなるので、第１散乱光と第２散乱光とが干渉してうなりが生じる。このうなりを光ビートと称す。

測定光１０７の周波数は約４００ＴＨｚであり受光素子９３の応答速度を越えている。光ビートの周波数は数ｋＨｚ〜数１０ｋＨｚであり受光素子９３が電気信号に変換可能な周波数になっている。高域バンドパスフィルター１０９は反射光２９から光ビートの信号を抽出する。そして、血流用増幅回路１１１が光ビートを増幅して血流用ＡＤ変換回路１１２が光ビートをデジタルデータに変換する。血流用増幅回路１１１及び血流用ＡＤ変換回路１１２は光ビートの信号を処理する分解能を有しており、光センサー駆動回路９０は制御装置８７に光ビートの波形データを出力する。

血管３０は心臓の動きに対応して直径が変動する。これにより、血管３０が収縮と拡張とを反復して脈拍となる。血管３０の脈拍を観察できる波形を容積脈波と称す。ローパスフィルター１１０は容積脈波の信号を抽出する。そして、容積波用増幅回路１１３が容積脈波を増幅して容積波用ＡＤ変換回路１１４が容積脈波をデジタルデータに変換する。光センサー駆動回路９０は制御装置８７に容積脈波の波形データを出力する。

次に上述した血圧測定装置８６を用いた血圧情報取得方法について図１３及び図１４にて説明する。図１３は、血圧情報取得方法のフローチャートである。図１３のフローチャートにおいて、ステップＳ１〜ステップＳ５は第１の実施形態と同じであり説明を省略する。ステップＳ５の受発光素子選定工程の次にステップＳ１１に移行する。

ステップＳ１１は測定工程である。この工程は、発光素子９２から被測定部２ａに測定光１０７を照射し、受光素子９３が受光する反射光２９から光ビートを抽出する。さらに、反射光２９から容積脈波を抽出する工程である。次にステップＳ７に移行する。ステップＳ７は補正工程である。この工程は、検出した容積脈波の波形データに圧力による影響を補正演算部６４が補正する工程である。ステップＳ７は第１の実施形態と同様の演算が行われる。そして、圧力推移線７４を用いて補正演算部６４は容積脈波を補正する。次にステップＳ１２に移行する。ステップＳ１２は血圧演算工程である。この工程は、補正後の波形データ及び光ビートのデータを用いて血圧を演算する工程である。

ステップＳ１２の血圧演算工程では、まず、光ビートの波形データから血流量を演算する。血流量演算部１０２が光ビート波形をフーリエ変換する。その結果、光ビートのパワースペクトルが得られる。パワースペクトルは光ビート波形における振幅の２乗の値の周波数分布を示す。パワースペクトルをＰ（ｆ）とする。ｆは周波数を示し、Ｐ（ｆ）は周波数をパラメーターとする関数である。

次に、血流量演算部１０２は容積脈波の１周期における光強度の２乗平均を演算する。この演算結果を＜Ｉ²＞とする。次に、血流量演算部１０２は（式９）を用いて血管３０の血流量Ｑを演算する。

ここで、ｆ１、ｆ２：高域バンドパスフィルター１０９の遮断周波数、Ｋ_Q：実験から得られた定数である。

図１４は容積脈波を説明するための図である。図１４において、横軸は時間の経過を示し時間は図中左側から右側に推移する。縦軸は血管径を示し、図中上側が下側より太くなっている。そして、容積脈波１１５は血管径の経時変化を示している。血管径が太いときには細いときに比べて測定光１０７が吸収される量が多くなる。従って、容積波用増幅回路１１３の出力と血管径とは負の相関がある。容積脈波演算部１０１は容積波用増幅回路１１３の出力波形を用いて容積脈波１１５を演算する。

容積脈波１１５の１周期１１６の間には第１ピーク１１７と第２ピーク１１８とが存在する。第１ピーク１１７は心臓から血液が拍出されることにより血管３０が膨らむことにより生ずる変化である。第２ピーク１１８は心臓から拍出された血液が血管３０の末梢に伝播し反射して戻ってきたことにより血管３０が膨らんで生ずる変化である。

第１ピーク１１７の血管径１１９をＰ１とし、第２ピーク１１８の血管径１２０をＰ２とする。そして、血管抵抗をＲとする。血管抵抗は血管３０を流れる血液の流体抵抗である。このときＲは（式１０）にて演算される。
Ｒ＝Ｋ（Ｐ２／Ｐ１） （式１０）
ここで、Ｋは実験から得られた定数である。

被検者２の血圧をＰｒとするとき、Ｐｒは（式１１）にて演算される。
Ｐｒ＝Ｑ×Ｒ （式１１）
以上のように、血圧測定装置８６は光センサー駆動回路９０が出力する光ビート及び容積脈波を用いて被検者２の血圧を測定する。図１３に戻って、ステップＳ１２の次にステップＳ１３に移行する。ステップＳ１３は血圧表示工程であり、演算した血圧のデータを表示部２３に表示する工程である。ステップＳ１３の血圧表示工程では被検者２の血圧を表示部２３に表示する。以上の工程により被検者２から血圧情報を取得する工程を終了する。

上述したように、本実施形態によれば、以下の効果を有する。
（１）本実施形態によれば、ステップＳ７の補正工程において第１の実施形態と同様の演算が行われる。そして、圧力推移線７４を用いて補正演算部６４は容積脈波を補正する。従って、容積脈波演算部１０１はＰ１及びＰ２を精度よく検出することができる。その結果、血圧測定装置８６は精度よく被検者２の血圧を測定することができる。

（第４の実施形態）
次に、脈拍測定装置の一実施形態について図１５を用いて説明する。図１５は脈拍測定装置の構造を示す分解斜視図である。本実施形態が第１の実施形態と異なるところは、被検者２と感圧導電性ゴムとの間にセンサーモジュール８が位置する点にある。尚、第１の実施形態と同じ点については説明を省略する。

すなわち、本実施形態では、図１５に示すように、脈拍測定装置１２３はＺ方向側から裏蓋１１、センサーモジュール８、圧力検出部としての感圧導電性ゴム１２４、回路ユニット１４、スペーサー１５、タッチパネル６、振動装置１６、表ケース１７の順に重ねて構成されている。そして、センサーモジュール８、感圧導電性ゴム１２４、回路ユニット１４、スペーサー１５、タッチパネル６及び振動装置１６等が外装部３に収納されている。

感圧導電性ゴム１２４は第１の実施形態の感圧導電性ゴム１２と同様に圧力を受けると抵抗が小さくなる。従って、感圧導電性ゴム１２４の抵抗を検出することにより感圧導電性ゴム１２４に加わる圧力を検出することができる。感圧導電性ゴム１２４の端子はセンサーモジュール８の素子基板８ａと接続され、圧力センサー駆動回路３１は感圧導電性ゴム１２４における電気抵抗の変化を検出する。センサーモジュール８及び感圧導電性ゴム１２４等により圧力検出部１２５が構成されている。

センサーモジュール８は回路基板１８とフレキシブルケーブル１２６により接続されている。フレキシブルケーブル１２６により感圧導電性ゴム１２４と回路ユニット１４とで信号が伝達される。そして、光センサー駆動回路４２が出力する反射光２９の光強度のデータ及び圧力センサー駆動回路３１が出力する感圧導電性ゴム１２４に加わる圧力のデータがフレキシブルケーブル１２６を介して回路基板１８に入力される。

裏蓋１１の第１窓部１１ａからはセンサーモジュール８が露出する。そして、被検者２と感圧導電性ゴム１２４との間にセンサーモジュール８が位置している。従って、被検者２とセンサーモジュール８との間には感圧導電性ゴム１２４が存在しないので、反射光２９は感圧導電性ゴム１２４を通過せずにセンサーモジュール８に入力される。従って、被検者２内から出力される反射光２９が感圧導電性ゴム１２４を通過して減衰することを防止することができる。

尚、本実施形態は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想内で当分野において通常の知識を有する者により種々の変更や改良を加えることも可能である。変形例を以下に述べる。
（変形例１）
前記第１の実施形態では、感圧導電性ゴム１２が被測定部２ａに加わる圧力を検出した。感圧導電性ゴム１２の代わりに圧電ゴムを用いても良い。圧電ゴムはシリコーンゴム等の弾性材に圧電粒子を分散させたものである。圧電粒子にはチタン酸ジルコン酸鉛、ジルコン酸チタン酸鉛、ポリフッ化ビニリデン等の圧電物質を用いる。他にも、ポリ乳酸フィルムを積層した圧電材料を用いてもよい。このときにも、圧電ゴムは被測定部２ａに加わる圧力を検出することができる。

（変形例２）
前記第１の実施形態では、圧力検出部１３の感圧導電性ゴム１２には光通過部１２ａが設置された。そして、感圧導電性ゴム１２には光を通過可能の材質が用いられた。他にも、光通過部１２ａに貫通孔を設置して測定光２８及び反射光２９が通過する構造にしても良い。感圧導電性ゴム１２により測定光２８及び反射光２９が減衰することを防止することができる。

（変形例３）
前記第１の実施形態では、脈拍測定装置１を手首に設置したが、特に限定されない。胸部、腹部、手足等脈拍を検出したい場所に設置できる。

（変形例４）
前記第１の実施形態では、脈拍測定装置１は被検者２の脈拍を測定した。これに限らず、人体以外の動物の検査に用いても良い。さらに、動物以外でも植物や弾性体の内部を流れる流体の測定に圧力の補正を用いても良い。被検体内を流れる流体の脈流を測定することができる。このとき、流体が測定光２８を吸収するように流体を着色する。そして、流体が流れる管が血管に相当する。変形例１〜変形例４の内容は前記第２の実施形態〜前記第４の実施形態に適用しても良い。

（変形例５）
前記第３の実施形態では、受光素子９３と同じ個数の受光用増幅回路１０８が設置された。受光素子９３と受光用増幅回路１０８との間にスッチング回路を設置してもよい。受光用増幅回路１０８の個数を減らすことができる。また、配線が占める面積を減らすことができる。これにより、光センサー駆動回路９０を小型にすることができる。

（変形例６）
前記第１乃至第３の実施形態では、発光素子２５（或いは発光素子９２）も受光素子２６（或いは受光素子９３）も行列状に複数個が設置されていた。発光素子２５（或いは発光素子９２）も受光素子２６（或いは受光素子９３）もそれぞれ１つを設置するとの簡単な構成としてもよい。これにより、情報取得装置を簡易で小型にすることができる。

１…情報取得装置としての脈拍測定装置、２…被検体としての被検者、８…光検出部としてのセンサーモジュール、１２，１２４…圧力検出部としての感圧導電性ゴム、１２ａ…光通過部、１２ｂ…遮光部としての感圧部、２６…光検出部としての受光素子、２８…光としての測定光、２９…光としての反射光、３０…管としての血管、６４…補正部としての補正演算部、７３…第１光強度としての補正前波形、７４…圧力としての圧力推移線、７５…第２光強度としての補正後波形、８０…相関表。

Claims (8)

1. 被検体内の管を通過した光の光強度を検出して第１光強度を出力する光検出部と、
   前記被検体が前記光検出部に押圧される圧力を検出して圧力の大きさを出力する圧力検出部と、
   前記圧力の大きさを用いて前記第１光強度を補正し、前記管に圧力が加わらないときの前記光強度である第２光強度を出力する補正部と、を備えることを特徴とする情報取得装置。
2. 請求項１に記載の情報取得装置であって、
   時刻をｔ、前記時刻における前記圧力をＰ（ｔ）、前記管の弾性係数をＥ、前記被検体の光吸収係数をμａ_T、血液の光吸収係数をμａ_B、前記時刻に検出された前記第１光強度をＩｍ（ｔ）、前記第２光強度をＩ（ｔ）とするとき、
   前記補正部は、次式（１）を用いて補正することを特徴とする情報取得装置。
   

   
3. 請求項１に記載の情報取得装置であって、
   前記補正部は、前記圧力検出部が検出した前記圧力と前記第１光強度とに対する前記第２光強度の相関関係を示す相関表を用いて前記第２光強度を出力することを特徴とする情報取得装置。
4. 請求項１〜３のいずれか一項に記載の情報取得装置であって、
   前記被検体と前記光検出部との間に前記圧力検出部が位置し、
   前記圧力検出部は弾力性を有し、光を通過させる光通過部を備えることを特徴とする情報取得装置。
5. 請求項４に記載の情報取得装置であって、
   前記圧力検出部は前記管を通過する光が前記被検体を通過する場所に加わる圧力を検出することを特徴とする情報取得装置。
6. 請求項５に記載の情報取得装置であって、
   前記光通過部を囲む場所には遮光部が設置されていることを特徴とする情報取得装置。
7. 請求項１〜３のいずれか一項に記載の情報取得装置であって、
   前記被検体と前記圧力検出部との間に前記光検出部が位置することを特徴とする情報取得装置。
8. 被検体内の管を通過した光の光強度である第１光強度を検出し、
   前記管が押圧される圧力の大きさを検出し、
   前記第１光強度及び前記管が押圧される圧力を用いて、前記管に圧力が加わらないときの前記光強度である第２光強度を演算することを特徴とする情報取得方法。

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