JP2002051996A - Pulsimeter - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a low cost pulsimeter allowing for precisely removing the effect of a body movement without being affected by the direction of the movement. SOLUTION: The pulsimeter comprises: an arteries pulse wave sensor 11 for detecting a blood flow change in the arteries 21 with a larger response strength for an oxidized hemoglobin 22 than for a reduced hemoglobin 24; a pulse wave sensor 15 for veins 23 for detecting a blood flow change in the veins 23 with a larger response strength for the reduced hemoglobin 24 than for the oxidized hemoglobin 22; a cancellation means 37 for subtracting vein- signals (X) detected by the sensor 15 from artery-signals (X, Y) detected by the sensor 11.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、人体の一部に装着
して脈拍数を計数する脈拍計に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a pulsimeter which is attached to a part of a human body and counts a pulse rate.

【０００２】[0002]

【従来の技術】体が動くと血管中の血液量が変化する。
このため、脈拍数を正確に計数するためには、運動時の
体動に起因して脈拍センサに発生するノイズを取り除く
必要がある。体動に起因するノイズをキャンセルする脈
拍計として、体動センサとして加速度センサを用い、加
速度センサで検出した信号を用いて補正するものが知ら
れている（特開平７−２２７３８３号公報）。2. Description of the Related Art As the body moves, the blood volume in blood vessels changes.
Therefore, in order to accurately count the pulse rate, it is necessary to remove noise generated in the pulse sensor due to body movement during exercise. As a pulse meter for canceling noise due to body movement, there is known a pulse meter that uses an acceleration sensor as a body movement sensor and corrects the signal using a signal detected by the acceleration sensor (Japanese Patent Laid-Open No. 7-227383).

【０００３】図８はその従来の技術の一例を示すブロッ
ク図である。図８において、脈波検出手段１０１で脈波
を検出し体動検出手段１０２で体の加速度を検出し、脈
波検出手段１０１及び体動検出手段１０２によって検出
した各々の波形を、例えば高速フーリエ変換により周波
数分析手段１０３で周波数分析する。図９（ａ）は周波
数分析手段１０３で得た脈波スペクトルを示し、図９
（ｂ）は周波数分析手段１０３で得た体動の脈波スペク
トルを示す。次に、脈波成分抽出手段１０４によって、
図９（ａ）に示す脈波スペクトルから図９（ｂ）に示す
体動スペクトルを減算し、図９（ｃ）に示すように脈拍
成分のみのスペクトルを抽出する。次に、脈波数分析手
段１０５によって、図９（ｃ）に示す脈拍成分から脈波
数を分析演算し、表示手段１０６に表示する。FIG. 8 is a block diagram showing an example of the prior art. In FIG. 8, a pulse wave is detected by a pulse wave detecting means 101, a body acceleration is detected by a body motion detecting means 102, and respective waveforms detected by the pulse wave detecting means 101 and the body motion detecting means 102 are, for example, fast Fourier signals. The frequency is analyzed by the frequency analysis means 103 by the conversion. FIG. 9A shows a pulse wave spectrum obtained by the frequency analysis means 103, and FIG.
(B) shows the pulse wave spectrum of the body motion obtained by the frequency analysis means 103. Next, the pulse wave component extraction means 104
The body motion spectrum shown in FIG. 9B is subtracted from the pulse wave spectrum shown in FIG. 9A, and a spectrum of only the pulse component is extracted as shown in FIG. 9C. Next, the pulse wave number analyzing means 105 analyzes and calculates the pulse wave number from the pulse component shown in FIG.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
ように体動センサとして加速度センサを用いる場合に
は、通常一方向の動きだけしか検知することができな
い。運動時の体の動きは多様であるので加速度センサが
対応できない方向は検知できない。また、多方向の動き
を検知しようとすると複数の加速度センサを備える必要
がある。However, when an acceleration sensor is used as a body motion sensor as in the prior art, it is usually possible to detect only one direction of motion. Since the movement of the body during exercise varies, it is impossible to detect a direction that the acceleration sensor cannot support. Further, in order to detect a movement in multiple directions, it is necessary to provide a plurality of acceleration sensors.

【０００５】また、脈拍センサと体動センサ（加速度セ
ンサ）とを、例えば、耳たぶと手の指というように、互
いに異なる位置に装着すると、各々の信号を検知するの
に時間的なずれが生じ、このずれを補正することは容易
でなく、この結果、不正確な測定結果を示す場合もあっ
た。Further, if the pulse sensor and the body motion sensor (acceleration sensor) are mounted at different positions such as the earlobe and the finger of the hand, there is a time lag in detecting each signal. However, it is not easy to correct this deviation, and as a result, an inaccurate measurement result may be shown.

【０００６】また、体動センサとして加速度センサを用
いると製品コストがかかるという問題もあった。There is another problem that the use of an acceleration sensor as a body movement sensor increases the product cost.

【０００７】そこで、本発明の目的は、上述の従来技術
の問題を解消し、体動方向に影響されることなく、正確
に体動の影響を除去できる安価な脈拍計を提供すること
である。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide an inexpensive pulsimeter capable of solving the above-mentioned problems of the prior art and removing the influence of body movement accurately without being affected by the direction of body movement. .

【０００８】[0008]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明の脈拍計は、動脈中の血液量変化を検出する
動脈用脈波センサ部と、静脈中の血液量変化を検出する
静脈用脈波センサ部と、前記動脈用脈波センサ部で検出
する動脈信号から前記静脈用脈波センサ部で検出する静
脈信号を減算処理するキャンセル手段とを備えることを
特徴とする。In order to achieve the above object, a pulse meter according to the present invention comprises an arterial pulse wave sensor for detecting a change in blood volume in an artery and a pulse wave sensor for detecting a change in blood volume in a vein. A pulse wave sensor for vein and a canceling unit for subtracting a vein signal detected by the pulse wave sensor for vein from an artery signal detected by the pulse wave sensor for artery are provided.

【０００９】また、前記動脈用脈波センサ部は、還元ヘ
モグロビンに対する応答強度に比べてより大きい酸化ヘ
モグロビンに対する応答強度を有し、前記静脈用脈波セ
ンサ部は、酸化ヘモグロビンに対する応答強度に比べて
より大きい還元ヘモグロビンに対する応答強度を有する
ことを特徴とする。The arterial pulse wave sensor has a response intensity to oxyhemoglobin that is greater than the response intensity to reduced hemoglobin. The venous pulse wave sensor has a response intensity to oxyhemoglobin. It is characterized by having a greater response intensity to reduced hemoglobin.

【００１０】また、前記動脈用脈波センサ部は、還元ヘ
モグロビンより酸化ヘモグロビンに対する応答強度が大
きい動脈受光部を備え、前記静脈用脈波センサ部は、酸
化ヘモグロビンより還元ヘモグロビンに対する応答強度
が大きい静脈受光部を備えることを特徴とする。The arterial pulse wave sensor section includes an arterial light receiving section having a greater response intensity to oxyhemoglobin than to reduced hemoglobin, and the venous pulse wave sensor section has a venous pulse having a greater response intensity to reduced hemoglobin than to oxyhemoglobin. A light receiving unit is provided.

【００１１】また、前記動脈用脈波センサ部は、還元ヘ
モグロビンより酸化ヘモグロビンに対する応答強度が大
きい動脈発光部を備え、前記静脈用脈波センサ部は、酸
化ヘモグロビンより還元ヘモグロビンに対する応答強度
が大きい静脈発光部を備えることを特徴とする。The arterial pulse wave sensor section includes an arterial light emitting section having a greater response intensity to oxyhemoglobin than to reduced hemoglobin, and the venous pulse wave sensor section has a venous pulse having a greater response intensity to reduced hemoglobin than to oxyhemoglobin. A light emitting unit is provided.

【００１２】また、前記動脈受光部は８２０〜１０００
ｎｍの波長範囲に受光特性を有し、前記動脈発光部は８
２０〜１０００ｎｍの波長範囲に発光特性を有し、前記
静脈受光部は６００〜７５０ｎｍの波長範囲に受光特性
を有し、前記静脈発光部は６００〜７５０ｎｍの波長範
囲に発光特性を有することを特徴とする。[0012] The artery light receiving section is 820-1000.
having a light receiving characteristic in the wavelength range of nm,
The vein light receiving portion has a light emitting characteristic in a wavelength range of 600 to 750 nm, and the vein light emitting portion has a light emitting characteristic in a wavelength range of 600 to 750 nm. And

【００１３】また、還元ヘモグロビンに照射され還元ヘ
モグロビンによる散乱光を生成可能であるとともに酸化
ヘモグロビンに照射され酸化ヘモグロビンによる散乱光
を生成可能である光源を有することを特徴とする。[0013] Further, a light source capable of generating scattered light by reduced hemoglobin when irradiated on reduced hemoglobin and generating scattered light by oxidized hemoglobin when irradiated on oxyhemoglobin is provided.

【００１４】また、前記動脈用脈波センサ部と前記静脈
用脈波センサ部との間で各々が装着される部位の相違に
基づき生じる応答時間の時間ずれデータを予め求めて記
憶し、記憶した前記時間ずれデータを参照して、前記動
脈用脈波センサ部と前記静脈用脈波センサ部との間の応
答時間の時間ずれを補正する時間補正手段を備え、前記
キャンセル手段は前記時間補正手段で時間ずれを補正し
た後に前記動脈信号から前記静脈信号を減算処理するこ
とを特徴とする。In addition, the time lag data of the response time generated based on the difference between the parts to be mounted between the arterial pulse wave sensor and the vein pulse wave sensor is obtained and stored in advance. A time correcting unit that corrects a time lag of a response time between the pulse wave sensor unit for artery and the pulse wave sensor unit for vein with reference to the time lag data; After the correction of the time lag, the vein signal is subtracted from the arterial signal.

【００１５】上述の発明において、動脈用脈波センサ部
は、還元ヘモグロビンに対する応答強度に比べてより大
きい酸化ヘモグロビンに対する応答強度を有するので、
酸化ヘモグロビンに対する応答のみを検出することがで
き、静脈用脈波センサ部は還元ヘモグロビンに対する応
答のみを検出することができる。酸化ヘモグロビンは動
脈に支配的に存在し、還元ヘモグロビンは静脈に支配的
に存在するので、酸化ヘモグロビンに対する応答には脈
拍効果と体動効果との合成効果が検出され、還元ヘモグ
ロビンに対する応答には体動効果のみが検出される。キ
ャンセル手段によって、動脈信号から静脈信号を減算処
理するすることによって脈拍効果のみを検出でき、体動
効果を除去することができる。In the above invention, the pulse wave sensor for artery has a response intensity to oxyhemoglobin which is larger than the response intensity to deoxyhemoglobin.
Only the response to oxygenated hemoglobin can be detected, and the pulse wave sensor for vein can detect only the response to reduced hemoglobin. Oxygenated hemoglobin is predominantly present in the arteries, and reduced hemoglobin is predominantly present in the veins. Only dynamic effects are detected. By performing the subtraction processing of the vein signal from the arterial signal by the canceling means, only the pulse effect can be detected and the body movement effect can be removed.

【００１６】また、体動センサとして加速度センサを用
いる必要がないので、簡易な構成で廉価に装置を構成す
ることができる。Further, since it is not necessary to use an acceleration sensor as a body motion sensor, the apparatus can be constructed with a simple configuration at a low cost.

【００１７】ここで、還元ヘモグロビンに対する応答強
度または酸化ヘモグロビンに対する応答強度とは、還元
ヘモグロビンまたは酸化ヘモグロビンに例えば光を照射
し生成される散乱光の検出強度や透過光の検出強度をい
かに強く検出できるかの度合いをいう。Here, the response intensity to reduced hemoglobin or the response intensity to oxyhemoglobin refers to how strongly the intensity of detection of scattered light and the intensity of transmitted light generated by irradiating, for example, light to reduced hemoglobin or oxyhemoglobin can be detected. The degree of that.

【００１８】[0018]

【発明の実施の形態】図１の本発明の脈拍計の一実施形
態について説明する。脈拍計は装置本体１と、センサ部
３と、装置本体１とセンサ部３とを接続する導線５とを
有する。センサ部３は、クリップ状に形成され耳たぶ７
に挟んで使用される。装置本体１の表面部には、時計合
わせや表示モードの切り替えや電源投入等のためのスイ
ッチ部８と計測結果等の表示をする表示部９とが設けら
れている。なお、図１に示す例は、一例であり、これ以
外の他の構成でもよく、例えば、センサ部３を指に装着
し装置本体１を手首に装着するようなタイプでもよく、
また、センサ部３を血圧計のようなカフで腕に巻くよう
なタイプでもよい。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the pulse meter of the present invention shown in FIG. 1 will be described. The pulsimeter has a device main body 1, a sensor unit 3, and a conducting wire 5 connecting the device main body 1 and the sensor unit 3. The sensor section 3 is formed in a clip shape and has an earlobe 7.
Used between. On the surface of the apparatus main body 1, a switch unit 8 for adjusting the clock, switching the display mode, turning on the power, and the like, and a display unit 9 for displaying measurement results and the like are provided. The example shown in FIG. 1 is an example, and other configurations may be used. For example, a type in which the sensor unit 3 is mounted on a finger and the apparatus main body 1 is mounted on a wrist may be used.
Further, a type in which the sensor unit 3 is wound around an arm with a cuff such as a sphygmomanometer may be used.

【００１９】図２はセンサ部３による検出原理を説明す
る図である。センサ部３は互いに隣接して配設された動
脈用脈波センサ部１１と静脈用脈波センサ部１５とから
構成されている。動脈用脈波センサ部１１は、ＬＥＤま
たはレーザダイオードからなる動脈発光部１２と、フォ
トトランジスタやフォトダイオード等からなる動脈受光
部１３から構成されている。静脈用脈波センサ部１５
は、ＬＥＤまたはレーザダイオードからなる静脈発光部
１６と、フォトトランジスタやフォトダイオード等から
なる静脈受光部１７とから構成されている。動脈受光部
１３は動脈発光部１２の近傍に配置されており、静脈受
光部１７は静脈発光部１６の近傍に配置されている。動
脈発光部１２または脈発光部１６から出射した各々の光
線は血中のヘモグロビンによって散乱され、出射光と同
じ波長の散乱光が生成される。そして、動脈受光部１３
または静脈受光部１７によってヘモグロビンによる散乱
光の変化分が検出される。この散乱光の変化分は、脈拍
に伴い生じるヘモグロビンの変化量に起因するので、こ
れから脈拍数を求めることができる。FIG. 2 is a diagram for explaining the principle of detection by the sensor unit 3. As shown in FIG. The sensor unit 3 includes an arterial pulse wave sensor unit 11 and a venous pulse wave sensor unit 15 disposed adjacent to each other. The arterial pulse wave sensor unit 11 includes an arterial light emitting unit 12 composed of an LED or a laser diode, and an arterial light receiving unit 13 composed of a phototransistor or a photodiode. Intravenous pulse wave sensor 15
Is composed of a vein light emitting section 16 composed of an LED or a laser diode, and a vein light receiving section 17 composed of a phototransistor or a photodiode. The artery light receiving unit 13 is arranged near the artery light emitting unit 12, and the vein light receiving unit 17 is arranged near the vein light emitting unit 16. Each light beam emitted from the artery light emitting unit 12 or the pulse light emitting unit 16 is scattered by hemoglobin in blood, and scattered light having the same wavelength as the emitted light is generated. And the artery light receiving unit 13
Alternatively, the vein light receiving unit 17 detects a change in scattered light due to hemoglobin. Since the amount of change in the scattered light is caused by the amount of change in hemoglobin caused by the pulse, the pulse rate can be determined from this.

【００２０】血中のヘモグロビンとしては、動脈２１中
には酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）が大部分を占め、静
脈２３中には還元ヘモグロビン（Ｈｂ）が大部分を占め
ることが知られている。また、脈拍に伴う血中のヘモグ
ロビンの量の時間変化は動脈２１中においてのみ生じ、
静脈２３中においてはヘモグロビンの量の時間変化は生
じない。従って、動脈２１中おけるヘモグロビンの量の
時間変化を検出することによって脈拍効果と体動効果と
の合成効果を検出し、静脈２３中おけるヘモグロビンの
量の時間変化を検出することによって体動効果のみを検
出することが可能になる。It is known that oxygenated hemoglobin (HbO2) occupies most of the arterial 21 and reduced hemoglobin (Hb) occupies most of the vein 23 in the blood. Further, a temporal change in the amount of hemoglobin in the blood due to the pulse occurs only in the artery 21,
In the vein 23, the amount of hemoglobin does not change over time. Therefore, by detecting the time change of the amount of hemoglobin in the artery 21, the combined effect of the pulse effect and the body movement effect is detected, and by detecting the time change of the amount of hemoglobin in the vein 23, only the body movement effect is detected. Can be detected.

【００２１】図３はヘモグロビン吸光係数と波長の関係
を示す図であり、図３に示すように、波長領域６００〜
７５０ｎｍにおいては、還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の方
が酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）に比べてより大きい吸
光係数を有し、波長領域８００〜１０００ｎｍにおいて
は、還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の方が酸化ヘモグロビン
（ＨｂＯ２）に比べてより小さい吸光係数を有すること
が知られている。図３では吸光係数について示されてい
るが、散乱強度の波長特性も吸光係数の波長特性とほぼ
同様の傾向を示す。FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the hemoglobin absorption coefficient and the wavelength. As shown in FIG.
At 750 nm, reduced hemoglobin (Hb) has a larger extinction coefficient than oxidized hemoglobin (HbO2), and in the wavelength range of 800 to 1000 nm, reduced hemoglobin (Hb) is more oxidized hemoglobin (HbO2). It is known to have a smaller extinction coefficient. Although FIG. 3 shows the extinction coefficient, the wavelength characteristic of the scattering intensity shows almost the same tendency as the wavelength characteristic of the extinction coefficient.

【００２２】動脈用脈波センサ部１１の動脈発光部１２
及び動脈受光部１３の波長特性は、酸化ヘモグロビン２
２のみに対し強い応答強度を有し還元ヘモグロビン２４
に対し弱い応答強度を有するように設定されており、こ
のために、動脈発光部１２は波長領域８２０〜１０００
ｎｍにおいて強い発光特性を有し動脈受光部１３は波長
領域８２０〜１０００ｎｍにおいて強い受光特性を有す
る。また、静脈用脈波センサ部１５の静脈発光部１６及
び動脈受光部１７の波長特性は、還元ヘモグロビン２４
のみに対し強い応答強度を有し酸化ヘモグロビン２２に
対し弱い応答強度を有するように設定されており、この
ために、静脈発光部１６は波長領域６００〜７５０ｎｍ
において強い発光特性を有し静脈受光部１７は波長領域
６００〜７５０ｎｍにおいて強い受光特性を有する。The arterial light emitting section 12 of the arterial pulse wave sensor section 11
And the wavelength characteristic of the artery light receiving unit 13 is oxyhemoglobin 2
2 has a strong response strength only to reduced hemoglobin 24
Is set so as to have a weak response intensity to the light, so that the artery light emitting unit 12
The artery light receiving portion 13 has strong light receiving characteristics in the wavelength range of 820 to 1000 nm. The wavelength characteristics of the vein light emitting unit 16 and the arterial light receiving unit 17 of the venous pulse wave sensor unit 15 are represented by reduced hemoglobin 24
Is set to have a strong response intensity to only the oxyhemoglobin 22 and a weak response intensity to the oxyhemoglobin 22. For this reason, the vein light emitting section 16 has a wavelength range of 600 to 750 nm.
And the vein light receiving section 17 has strong light receiving characteristics in a wavelength region of 600 to 750 nm.

【００２３】動脈受光部１３は静脈受光部１７が受ける
べき散乱光に対しては低感度であり、また、静脈受光部
１７は動脈受光部１３が受けるべき散乱光に対しては低
感度であるので、動脈受光部１１と静脈受光部１５とを
近接配置することができ、従って、動脈用波長センサ部
１１と静脈用脈波センサ部１５とを一体化したコンパク
トな構造とすることができる。なお、動脈用脈波センサ
部１１と静脈用脈波センサ部１５とは一体型せずに分離
して構成するものであってもよい。The arterial light receiving section 13 has low sensitivity to scattered light to be received by the vein light receiving section 17, and the vein light receiving section 17 has low sensitivity to scattered light to be received by the arterial light receiving section 13. Therefore, the artery light receiving unit 11 and the vein light receiving unit 15 can be arranged close to each other, so that a compact structure can be obtained in which the arterial wavelength sensor unit 11 and the venous pulse wave sensor unit 15 are integrated. The arterial pulse wave sensor unit 11 and the venous pulse wave sensor unit 15 may be separated from each other without being integrated.

【００２４】次に、図４に、脈拍計のブロック図に示
す。装置本体１内には、動脈用脈波センサ部１１の動脈
受光部１３及び静脈用脈波センサ部１５の静脈受光部１
７からのアナログ信号を増幅する増幅回路３１，３２
と、増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換する
Ａ／Ｄ変換回路３３，３４と、Ａ／Ｄ変換回路３３，３
４によるデータを演算処理するＣＰＵ３５と、ＣＰＵ３
５における演算に必要な所定のデータを記憶するＲＡＭ
３６が設けられている。ＣＰＵ３５は、動脈用脈波セン
サ部１１における脈拍信号と体動信号とが合成された組
合せ信号成分から静脈用脈波センサ部１５における体動
信号を減算するためのキャンセル手段３７と、動脈用脈
波センサ部１１と静脈用脈波センサ部１５との間の検出
時間差を補正するための時間補正手段３８を有する。Next, FIG. 4 shows a block diagram of the pulse rate monitor. The apparatus main body 1 includes an artery light receiving section 13 of an arterial pulse wave sensor section 11 and a vein light receiving section 1 of a vein pulse wave sensor section 15.
Amplifying circuits 31 and 32 for amplifying the analog signal from
A / D conversion circuits 33 and 34 for converting the amplified analog signals into digital signals, and A / D conversion circuits 33 and 3
And a CPU 35 for performing arithmetic processing on data by the CPU 4
RAM for storing predetermined data necessary for the calculation in 5
36 are provided. The CPU 35 includes a canceling unit 37 for subtracting the body motion signal in the vein pulse wave sensor unit 15 from the combined signal component obtained by combining the pulse signal and the body motion signal in the arterial pulse wave sensor unit 11; A time correction unit 38 is provided for correcting a detection time difference between the wave sensor unit 11 and the vein pulse wave sensor unit 15.

【００２５】次に、脈拍計の作用について説明する。図
１に示すように、センサ部３を耳たぶ７に挟み込み装着
する。装置本体１は、身体に装着した鞄の中に保持した
りテーブル等に設置する等、脈拍計の使用状態に合わせ
て設置すればよい。従来技術に述べたように体動センサ
として加速度センサを用いた場合には、装置本体は必ず
身体に装着されなければならない、というように使用態
様が限定されるにに対し、本発明では使用態様を広くで
きる利点を有する。Next, the operation of the pulse meter will be described. As shown in FIG. 1, the sensor unit 3 is inserted between earlobes 7. The apparatus main body 1 may be installed in accordance with the use state of the pulse meter, such as being held in a bag worn on the body or installed on a table or the like. When the acceleration sensor is used as the body motion sensor as described in the related art, the use mode is limited such that the apparatus main body must be always attached to the body. Has the advantage that it can be widened.

【００２６】スイッチ部８により電源投入し条件等を設
定し計測を開始すると、図２に示すように、動脈発光部
１２と静脈発光部１６からのそれぞれの波長の光線が耳
たぶ７に照射され、動脈発光部１２からの光線は動脈２
１以外での光の散乱が少なく、散乱光量の大半は動脈２
１の血液中の酸化ヘモグロビン２２によって散乱された
ものである。また、静脈発光部１６からの光線は静脈２
３以外での光の散乱が少なく、散乱光量の大半は静脈２
３の血液中の還元ヘモグロビン２４によって散乱された
ものである。When the power is turned on by the switch section 8 and the conditions are set and measurement is started, as shown in FIG. 2, the light rays of the respective wavelengths from the artery light emitting section 12 and the vein light emitting section 16 are irradiated on the earlobe 7, The light beam from the artery light emitting part 12 is the artery 2
The scattering of light in other than 1 is small.
1 scattered by oxyhemoglobin 22 in the blood. The light from the vein light emitting unit 16 is
Light scattering in other than 3 is small, and most of the scattered light is
3 scattered by reduced hemoglobin 24 in the blood.

【００２７】酸化ヘモグロビン２２によって散乱された
散乱光は、動脈発光部１２とほぼ同じ波長特性を有する
動脈受光部１３で受光され、還元ヘモグロビン２４によ
って散乱された散乱光は、静脈発光部１６とほぼ同じ波
長特性を有する静脈受光部１７で受光される。The scattered light scattered by the oxyhemoglobin 22 is received by the arterial light receiving section 13 having substantially the same wavelength characteristics as the arterial light emitting section 12, and the scattered light scattered by the reduced hemoglobin 24 is substantially transmitted by the vein emitting section 16. Light is received by the vein light receiving unit 17 having the same wavelength characteristics.

【００２８】このときの受光量の変化が血液量の変化に
対応する。血液量が多いときには、散乱光が弱くなり、
血液量が少なくなると散乱光が強くなるので、散乱光の
強度変化を検出すれば、それぞれの脈の変化を計測する
ことができる。なお、散乱光の強度は吸光の大きさと関
係して変化する。The change in the amount of received light at this time corresponds to the change in the amount of blood. When the blood volume is high, the scattered light is weakened,
Since the scattered light increases as the blood volume decreases, the change in each pulse can be measured by detecting the change in the intensity of the scattered light. Note that the intensity of the scattered light changes in relation to the magnitude of the light absorption.

【００２９】動脈２１には心臓の拍動による脈波成分と
体動によるノイズ成分が血液量の変化となり現れる。静
脈２３は拍動していないので、体動によるノイズ成分の
みが血液量の変化となり現れる。In the artery 21, a pulse wave component due to the heartbeat and a noise component due to body movement appear as a change in blood volume. Since the vein 23 is not beating, only a noise component due to body movement appears as a change in blood volume.

【００３０】光量の大きい動脈発光部１２と静脈発光部
１６とを用いることによって、耳たぶ７や指や額等の末
梢血管以外の場所にある深部の動脈や静脈の変化をも捉
えることが可能であるので、センサ部３を手首腕等に装
着することも可能である。By using the artery light emitting section 12 and the vein light emitting section 16 having a large amount of light, it is possible to capture changes in deep arteries and veins in places other than peripheral vessels such as the earlobe 7 and fingers and forehead. Therefore, it is also possible to attach the sensor unit 3 to a wrist arm or the like.

【００３１】図４に示すように、動脈用脈拍センサ部１
１で検出された信号は増幅回路３１で増幅され、Ａ／Ｄ
変換回路３３でデジタル変換され、ＣＰＵ３５へ出力さ
れる。As shown in FIG. 4, the pulse sensor for artery 1
The signal detected at 1 is amplified by the amplifier circuit 31 and the A / D
The digital signal is converted by the conversion circuit 33 and output to the CPU 35.

【００３２】図５は、動脈用脈波センサ部１１と静脈用
脈波センサ部１５との間の検出時間差が無い場合におい
て、動脈２１に発生するノイズを静脈２３に発生する信
号でキャンセル処理する一例を示す。FIG. 5 shows a process in which the noise generated in the artery 21 is canceled by the signal generated in the vein 23 when there is no detection time difference between the pulse wave sensor 11 for artery and the pulse wave sensor 15 for vein. An example is shown.

【００３３】図５（ａ）に示すように、心臓の拍動によ
る脈波成分Ｙと体動によるノイズ成分Ｘが混在したデー
タがＣＰＵ３５に取り込まれる。As shown in FIG. 5A, data in which a pulse wave component Y due to a heart beat and a noise component X due to a body motion are mixed are taken into the CPU 35.

【００３４】一方、静脈用脈拍センサ部１５で検出され
た信号も増幅回路３２で増幅され、Ａ／Ｄ変換回路３４
でデジタル変換され、ＣＰＵ３５に出力され、図５
（ｂ）に示すように、体動によるノイズ成分ＸのみがＣ
ＰＵ３５に取り込まれる。On the other hand, the signal detected by the venous pulse sensor section 15 is also amplified by the amplifier circuit 32, and the A / D conversion circuit 34
Is converted into a digital signal and output to the CPU 35.
As shown in (b), only the noise component X due to body motion is C
It is taken into the PU35.

【００３５】ＣＰＵ３５はキャンセル手段３７において
動脈用脈拍センサ部１１で検出された信号から静脈用脈
拍センサ部１５で検出された信号を減算しキャンセル処
理をする。体動によるノイズ成分Ｘは、動脈２１と静脈
２３とにおいて同時に発生するために、動脈用脈拍セン
サ部１１で検出された信号の成分Ｘ及びＹのうち、静脈
用脈拍センサ部１５で検出されたノイズ成分Ｘの信号と
同じ時間に発生している信号が動脈２１に発生したノイ
ズ成分Ｘである。したがって、図５（ａ）に示す脈波成
分Ｙと体動ノイズ成分Ｘが混在したデータから図５
（ｂ）に示す体動によるノイズ成分Ｘをキャンセル処理
をすれば、図５（ｃ）に示すように、脈波成分Ｙだけを
抽出することができる。The CPU 35 performs a cancellation process by the subtraction means 37 subtracting the signal detected by the pulse sensor 15 for veins from the signal detected by the pulse sensor 11 for arteries. Since the noise component X due to body motion occurs simultaneously in the artery 21 and the vein 23, the component X and Y of the signal detected by the pulse sensor unit 11 for artery are detected by the pulse sensor unit 15 for vein. The signal generated at the same time as the signal of the noise component X is the noise component X generated in the artery 21. Therefore, from the data in which the pulse wave component Y and the body motion noise component X shown in FIG.
If the noise component X due to the body motion shown in FIG. 5B is canceled, only the pulse wave component Y can be extracted as shown in FIG.

【００３６】そして、ＣＰＵ３５は脈波成分Ｙだけを抽
出したデータに基づいて、脈拍数に演算して、表示部９
に結果を表示する。The CPU 35 calculates a pulse rate based on the data obtained by extracting only the pulse wave component Y,
To display the result.

【００３７】一方、センサ部３が動脈用脈拍センサ部１
１と静脈用脈拍センサ部１５とが分離して構成されてい
る場合には、動脈用脈波センサ部１１と静脈用脈波セン
サ部１５との間の検出時間差が生じ得る。On the other hand, the sensor unit 3 is an arterial pulse sensor unit 1.
1 and the vein pulse sensor unit 15 are separately provided, a detection time difference between the arterial pulse wave sensor unit 11 and the venous pulse wave sensor unit 15 may occur.

【００３８】この場合には、図６（ａ）、（ｂ）に示す
ように動脈２１に発生するノイズ成分Ｘと静脈２３に発
生する体動によるノイズ成分Ｘとの間でｔ時間分のずれ
が生じるので、図６（ａ）に示す脈波成分Ｙと体動ノイ
ズ成分Ｘが混在したデータから図６（ｂ）に示す体動に
よるノイズ成分Ｘを単純にキャンセル処理することは適
当でない。In this case, as shown in FIGS. 6A and 6B, there is a time difference of t time between the noise component X generated in the artery 21 and the noise component X generated by the body motion generated in the vein 23. Therefore, it is not appropriate to simply cancel the noise component X due to body motion shown in FIG. 6B from the data in which the pulse wave component Y and the body motion noise component X shown in FIG. 6A are mixed.

【００３９】そこで、例えば、耳たぶと手の指、手首の
足首等のように、動脈用脈拍センサ部１１と静脈用脈拍
センサ部１５との間の検出タイミングのずれを、予め検
出部位ごとに時間のずれのデータをＲＡＭ３６に記憶し
ておき、その時間のずれ分の信号データを時間補正手段
３８によって補正した後にキャンセル手段３７によりキ
ャンセル処理する。例えば、動脈用脈拍センサ部１１を
左の耳たぶに装着し、静脈用脈拍センサ部１５を右の耳
たぶに装着して計測する場合、予め左の耳たぶと右の耳
たぶの検出時間の時間差ｔを求めておき、静脈用脈拍セ
ンサ部１１で求めた検出データに対し時間差ｔに相当す
る時間を補正し、この補正したデータを動脈用脈拍セン
サ部１１の信号から減算してキャンセル処理をする。こ
の結果、図６（ｃ）に示すように、脈波成分Ｙだけを抽
出することができる。Therefore, for example, the deviation of the detection timing between the pulse sensor for artery 11 and the pulse sensor for vein 15 such as the earlobe and the finger of the hand, the ankle of the wrist, etc. The data of the shift is stored in the RAM 36, and the signal data corresponding to the shift is corrected by the time correcting unit 38, and then canceled by the canceling unit 37. For example, when the arterial pulse sensor unit 11 is attached to the left earlobe and the vein pulse sensor unit 15 is attached to the right earlobe for measurement, the time difference t between the detection times of the left earlobe and the right earlobe is determined in advance. In advance, the time corresponding to the time difference t is corrected with respect to the detection data obtained by the vein pulse sensor unit 11, and the corrected data is subtracted from the signal of the arterial pulse sensor unit 11 to perform a cancellation process. As a result, as shown in FIG. 6C, only the pulse wave component Y can be extracted.

【００４０】次に、本発明のさらに他の実施形態につい
て説明する。Next, still another embodiment of the present invention will be described.

【００４１】図７において、タングステンランプ等の白
色光源５０の両側に動脈用波長センサ部１１と静脈用脈
波センサ部１５とが配設されている。白色光源５０の発
光成分は、酸化ヘモグロビン２２に強い散乱強度を有す
る８２０〜１０００ｎｍの波長成分と還元ヘモグロビン
２４に強い散乱強度を有する波長成分６００〜７５０ｎ
ｍとを含む。動脈用波長センサ部１１は、８２０〜１０
００ｎｍの波長成分のみを透過可能な光学フィルタ５１
と光学フィルタ５１の背後に８２０〜１０００ｎｍの波
長成分に対し強い受光特性を有する受光素子５３を有す
る。静脈用波長センサ部１５は、６００〜７５０ｎｍの
波長成分のみを透過可能な光学フィルタ５２と光学フィ
ルタ５２の背後に６００〜７５０ｎｍの波長成分に対し
強い受光特性を有する受光素子５４を有する。In FIG. 7, an arterial wavelength sensor section 11 and a venous pulse wave sensor section 15 are provided on both sides of a white light source 50 such as a tungsten lamp. The light-emitting components of the white light source 50 include a wavelength component of 820 to 1000 nm having strong scattering intensity on oxyhemoglobin 22 and a wavelength component of 600 to 750 n having strong scattering intensity on reduced hemoglobin 24.
m. The arterial wavelength sensor unit 820
Optical filter 51 capable of transmitting only a wavelength component of 00 nm
And a light receiving element 53 having a strong light receiving characteristic with respect to a wavelength component of 820 to 1000 nm behind the optical filter 51. The vein wavelength sensor unit 15 has an optical filter 52 that can transmit only the wavelength component of 600 to 750 nm, and a light receiving element 54 behind the optical filter 52 that has a strong light receiving characteristic for the wavelength component of 600 to 750 nm.

【００４２】白色光源５０から照射された光は酸化ヘモ
グロビン２２及び還元ヘモグロビン２４に照射され、生
成された散乱光のうち８２０〜１０００ｎｍの波長成分
は光学フィルタ５１によって選択され受光素子５３によ
って検出され、６００〜７５０ｎｍの波長成分は光学フ
ィルタ５２によって選択され受光素子５４によって検出
される。これによって、酸化ヘモグロビン２２を介して
動脈用波長センサ部１１によって脈波成分Ｙと体動ノイ
ズ成分Ｘとを検出でき、還元ヘモグロビン２４を介して
静脈用脈波センサ部１５によって体動ノイズ成分Ｘを検
出できる。The light emitted from the white light source 50 is applied to the oxyhemoglobin 22 and the reduced hemoglobin 24, and the wavelength component of 820 to 1000 nm of the generated scattered light is selected by the optical filter 51 and detected by the light receiving element 53. The wavelength component of 600 to 750 nm is selected by the optical filter 52 and detected by the light receiving element 54. As a result, the pulse wave component Y and the body motion noise component X can be detected by the arterial wavelength sensor unit 11 via the oxyhemoglobin 22, and the body motion noise component X can be detected by the venous pulse wave sensor unit 15 via the reduced hemoglobin 24. Can be detected.

【００４３】なお、上述の説明において、脈拍計として
散乱光を検出するタイプについて説明したが、透過光を
検出するタイプであってもよい。In the above description, the type in which scattered light is detected as a pulse meter has been described, but a type in which transmitted light is detected may be used.

【００４４】また、以上の説明において、還元ヘモグロ
ビン２４に対する応答強度または酸化ヘモグロビン２２
に対する応答強度とは、還元ヘモグロビン２４または酸
化ヘモグロビン２２に例えば光を照射し生成される散乱
光や透過光の検出強度をいかに強く検出できるかの度合
いをいう。In the above description, the response intensity to the reduced hemoglobin 24 or the oxidized hemoglobin 22
Is the degree to which the detection intensity of scattered light or transmitted light generated by irradiating reduced hemoglobin 24 or oxyhemoglobin 22 with light, for example, can be detected.

【００４５】また、還元ヘモグロビン２４に対する応答
強度または酸化ヘモグロビン２２に対する応答強度と
は、還元ヘモグロビン２４または酸化ヘモグロビン２２
に、光に限らず他のもの例えば電気的刺激等を与えた場
合の応答強度であってもよい。The response strength to reduced hemoglobin 24 or response strength to oxyhemoglobin 22 refers to the response strength to reduced hemoglobin 24 or oxyhemoglobin 22.
Alternatively, the response intensity may be other than light, for example, when an electrical stimulus or the like is applied.

【００４６】[0046]

【発明の効果】以上説明したように、本発明の構成によ
れば、動脈用脈波センサ部によって拍効果と体動効果と
の合成効果が検出でき、静脈用脈波センサ部によって体
動効果のみを検出できるので、動脈信号から静脈信号を
減算処理するすることによって簡易の構成で高精度に脈
拍効果のみを検出することができる。As described above, according to the configuration of the present invention, the combined effect of the pulse effect and the body movement effect can be detected by the pulse wave sensor for arteries, and the body movement effect can be detected by the pulse wave sensor for veins. Since only the pulse effect can be detected, only the pulse effect can be detected with high accuracy by a simple configuration by subtracting the vein signal from the arterial signal.

【００４７】また、体動効果を除去するための体動セン
サとして加速度センサを用いる必要がないので、簡易な
構成で廉価に装置を構成することができる。Further, since it is not necessary to use an acceleration sensor as a body movement sensor for removing the body movement effect, the apparatus can be constructed with a simple configuration at a low cost.

【００４８】また、時間補正手段を備えているので、動
脈用脈波センサ部と静脈用脈波センサ部との間で各々が
装着される部位の相違に基づき生じる応答時間の時間ず
れが生じる場合であっても、脈拍効果のみを検出するこ
とができる。In addition, since the time correction means is provided, a time lag of the response time occurs due to the difference between the parts where the artery pulse wave sensor and the vein pulse wave sensor are mounted. However, only the pulse effect can be detected.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明に係る脈拍計の概略構成を示す図。FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a pulse meter according to the present invention.

【図２】本発明に係る脈拍計の一実施形態の検出原理を
示す図。FIG. 2 is a diagram showing a detection principle of an embodiment of the pulse meter according to the present invention.

【図３】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンに対する
吸光係数の波長特性を示す図。FIG. 3 is a graph showing wavelength characteristics of extinction coefficients for oxyhemoglobin and reduced hemoglobin.

【図４】本発明に係る脈拍計の一実施形態のブロック
図。FIG. 4 is a block diagram of one embodiment of a pulse meter according to the present invention.

【図５】動脈から検出される信号と静脈から検出される
信号との間で時間ずれがない場合において、動脈から検
出される信号（ａ）と、静脈から検出される信号（ｂ）
と、（ａ）に示す信号から（ｂ）に示す信号を減算処理
した信号（ｃ）を示す図。FIG. 5 shows a signal detected from an artery (a) and a signal detected from a vein (b) when there is no time lag between a signal detected from an artery and a signal detected from a vein.
7A and 7B are diagrams showing a signal (c) obtained by subtracting the signal shown in (b) from the signal shown in (a).

【図６】動脈から検出される信号と静脈から検出される
信号との間で時間ずれがある場合において、動脈から検
出される信号（ａ）と、静脈から検出される信号（ｂ）
と、（ａ）に示す信号から（ｂ）に示す信号を減算処理
した信号（ｃ）を示す図。FIG. 6 shows a signal detected from an artery (a) and a signal detected from a vein (b) when there is a time lag between a signal detected from an artery and a signal detected from a vein.
7A and 7B are diagrams showing a signal (c) obtained by subtracting the signal shown in (b) from the signal shown in (a).

【図７】本発明に係る脈拍計の他の実施形態を示す図。FIG. 7 is a diagram showing another embodiment of the pulse meter according to the present invention.

【図８】従来の脈拍計を示すブロック図。FIG. 8 is a block diagram showing a conventional pulse meter.

【図９】図８に対応し、周波数分析手段で得た脈波スペ
クトル（ａ）と、周波数分析手段得た体動の脈波スペク
トル（ｂ）と、脈波スペクトルから脈波スペクトルを減
算処理したスペクトル（ｃ）を示す図。FIG. 9 corresponds to FIG. 8, and a pulse wave spectrum obtained from the frequency analysis means (a), a pulse wave spectrum of the body motion obtained from the frequency analysis means (b), and a pulse wave spectrum is subtracted from the pulse wave spectrum. The figure which shows the spectrum (c).

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 装置本体 ３ センサ部 １１ 動脈用脈波センサ部 １２ 動脈発光部 １３ 動脈受光部 １５ 静脈用脈波センサ部 １６ 静脈発光部 １７ 静脈受光部 ２１ 動脈 ２２ 酸化ヘモグロビン ２３ 静脈 ２４ 還元ヘモグロビン ３７ キャンセル手段 ３８ 時間補正手段 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Device main body 3 Sensor part 11 Pulse wave sensor part for arteries 12 Artery light emitting part 13 Artery light receiving part 15 Pulse wave sensor part for vein 16 Vein light emitting part 17 Vein light receiving part 21 Artery 22 Oxygenated hemoglobin 23 Vein 24 Reduced hemoglobin 37 Canceling means 38 Time correction means

Claims (7)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】動脈中の血液量変化を検出する動脈用脈波
センサ部と、 静脈中の血液量変化を検出する静脈用脈波センサ部と、 前記動脈用脈波センサ部で検出する動脈信号から前記静
脈用脈波センサ部で検出する静脈信号を減算処理するキ
ャンセル手段とを備えることを特徴とする脈拍計。An artery pulse wave sensor for detecting a change in blood volume in an artery; a venous pulse wave sensor for detecting a change in blood volume in a vein; and an artery detected by the arterial pulse wave sensor. A pulse meter comprising: a canceling unit for subtracting a vein signal detected by the venous pulse wave sensor unit from the signal. 【請求項２】前記動脈用脈波センサ部は、還元ヘモグロ
ビンに対する応答強度に比べてより大きい酸化ヘモグロ
ビンに対する応答強度を有し、 前記静脈用脈波センサ部は、酸化ヘモグロビンに対する
応答強度に比べてより大きい還元ヘモグロビンに対する
応答強度を有することを特徴とする請求項１に記載の脈
拍計。2. The arterial pulse wave sensor section has a response intensity to oxyhemoglobin that is greater than the response intensity to reduced hemoglobin, and the venous pulse wave sensor section has a response intensity to oxyhemoglobin. The pulsimeter according to claim 1, wherein the pulsimeter has a greater response intensity to reduced hemoglobin. 【請求項３】前記動脈用脈波センサ部は、還元ヘモグロ
ビンより酸化ヘモグロビンに対する応答強度が大きい動
脈受光部を備え、 前記静脈用脈波センサ部は、酸化ヘモグロビンより還元
ヘモグロビンに対する応答強度が大きい静脈受光部を備
えることを特徴とする請求項１又は２に記載の脈拍計。3. The arterial pulse wave sensor section includes an arterial light receiving section having a greater response intensity to oxyhemoglobin than to reduced hemoglobin, and the venous pulse wave sensor section includes a vein having a greater response intensity to reduced hemoglobin than to oxyhemoglobin. The pulse meter according to claim 1, further comprising a light receiving unit. 【請求項４】前記動脈用脈波センサ部は、還元ヘモグロ
ビンより酸化ヘモグロビンに対する応答強度が大きい動
脈発光部を備え、 前記静脈用脈波センサ部は、酸化ヘモグロビンより還元
ヘモグロビンに対する応答強度が大きい静脈発光部を備
えることを特徴とする請求項１乃至３いずれか一項に記
載の脈拍計。4. The arterial pulse wave sensor section includes an arterial light emitting section having a greater response intensity to oxyhemoglobin than reduced hemoglobin, and the venous pulse wave sensor section has a vein having a greater response intensity to reduced hemoglobin than oxyhemoglobin. The pulse meter according to any one of claims 1 to 3, further comprising a light emitting unit. 【請求項５】前記動脈受光部は８２０〜１０００ｎｍの
波長範囲に受光特性を有し、前記動脈発光部は８２０〜
１０００ｎｍの波長範囲に発光特性を有し、前記静脈受
光部は６００〜７５０ｎｍの波長範囲に受光特性を有
し、前記静脈発光部は６００〜７５０ｎｍの波長範囲に
発光特性を有することを特徴とする請求項４に記載の脈
拍計。5. The arterial light receiving section has a light receiving characteristic in a wavelength range of 820 to 1000 nm.
The vein light receiving portion has a light emitting characteristic in a wavelength range of 600 to 750 nm, and the vein light emitting portion has a light emitting characteristic in a wavelength range of 600 to 750 nm. The pulse meter according to claim 4. 【請求項６】還元ヘモグロビンに照射され還元ヘモグロ
ビンによる散乱光を生成可能であるとともに酸化ヘモグ
ロビンに照射され酸化ヘモグロビンによる散乱光を生成
可能である光源を有することを特徴とする請求項３に記
載の脈拍計。6. A light source according to claim 3, further comprising a light source capable of irradiating reduced hemoglobin to generate scattered light by reduced hemoglobin and irradiating oxidized hemoglobin to generate scattered light by oxidized hemoglobin. Pulse meter. 【請求項７】前記動脈用脈波センサ部と前記静脈用脈波
センサ部との間で各々が装着される部位の相違に基づき
生じる応答時間の時間ずれデータを予め求めて記憶し、
記憶した前記時間ずれデータを参照して、前記動脈用脈
波センサ部と前記静脈用脈波センサ部との間の応答時間
の時間ずれを補正する時間補正手段を備え、前記キャン
セル手段は前記時間補正手段で時間ずれを補正した後に
前記動脈信号から前記静脈信号を減算処理することを特
徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の脈拍
計。7. A method according to claim 1, wherein said pulse wave sensor for artery and said pulse wave sensor for vein are obtained and stored in advance with time lag data of a response time generated based on a difference in a part to be mounted.
A time correction unit that corrects a time lag of a response time between the arterial pulse wave sensor unit and the vein pulse wave sensor unit with reference to the stored time lag data, 7. The pulsimeter according to claim 1, wherein the vein signal is subtracted from the arterial signal after correcting the time lag by the correction unit.