JP2009005721A

JP2009005721A - Pulse wave measuring method and pulse wave measuring apparatus used for it

Info

Publication number: JP2009005721A
Application number: JP2007167134A
Authority: JP
Inventors: Tatsuro Kawamura; 達朗河村
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2007-06-26
Filing date: 2007-06-26
Publication date: 2009-01-15

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a pulse wave measuring method and a pulse wave measuring apparatus of a simple configuration for highly accurately measuring pulse waves by surely reducing the influence of body movements by the apparatus. <P>SOLUTION: Polarized irradiation light is emitted in the state without the body movements; a first polarized light component in a direction which is one of polarization directions same as and orthogonal to the irradiation light and a second polarized light component in the other direction in the reflected light are separated and detected; first signals and second signals respectively corresponding to the first and second polarized light components are separated into pulse wave signals and non pulse wave signals, and the ratio of the pulse wave signals of the first signals to the pulse wave signals of the second signals and the ratio of the non pulse wave signals of the first signals to the non pulse wave signals of the second signals are acquired. The irradiation light is emitted in the state with possibility of the body movements, a third polarized light component in a direction which is one of the polarization directions same as and orthogonal to the irradiation light and a fourth polarized light component in the other direction in the reflected light are separated and detected, two signals respectively corresponding to the third and fourth polarized light components are computed using the two ratios and the pulse wave signals are extracted. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、生体へ光を照射し、生体で反射された反射光を検出することにより生体の脈波を計測する方法及び装置に関する。 The present invention relates to a method and apparatus for measuring a pulse wave of a living body by irradiating the living body with light and detecting reflected light reflected by the living body.

脈波計測装置の原理は、生体への照射光の一部が血液中のヘモグロビンに吸収されること利用している。即ち、ヘモグロビンが吸収する波長の光を生体に照射し、生体からの反射光を光センサで検出し、電気信号に変換する。この電気信号は、血管中の赤血球量に応じた信号を含んでおり、脈動に同期して信号強度が変化する。光センサから出力される電気信号のうち、脈動に同期して変化する成分が脈波信号である。ただし、生体からの反射光には、皮膚表面や表面近傍の生体組織で反射された光も含んでおり、これらの光には、脈波信号は含まれていない。なお、照射光の波長が４００〜１０００ｎｍであれば、ヘモグロビンに吸収されやすく、かつ皮膚表面での吸収が比較的小さいため、脈波計測に好適であることが知られている。 The principle of the pulse wave measuring device uses that part of the light irradiated to the living body is absorbed by hemoglobin in the blood. That is, the living body is irradiated with light having a wavelength that is absorbed by hemoglobin, and the reflected light from the living body is detected by an optical sensor and converted into an electrical signal. This electric signal includes a signal corresponding to the amount of red blood cells in the blood vessel, and the signal intensity changes in synchronization with the pulsation. Of the electrical signal output from the optical sensor, the component that changes in synchronization with the pulsation is the pulse wave signal. However, the reflected light from the living body includes light reflected by the skin surface and living tissue in the vicinity of the surface, and these light does not include a pulse wave signal. In addition, if the wavelength of irradiated light is 400-1000 nm, since it is easy to be absorbed by hemoglobin and absorption on the skin surface is comparatively small, it is known that it is suitable for pulse wave measurement.

計測中に生体が動いた場合には、照射用の光源や光センサと生体との相対位置が変化したりすることにより反射光強度が変化する。光センサから出力される電気信号のうち、生体の動き（体動）により変化する成分が体動信号である。このように計測中に生体が動いた場合には、光センサから出力される電気信号には脈波信号だけでなく体動信号も含まれるため、脈波信号を正確に計測することができなくなる。 When the living body moves during the measurement, the reflected light intensity is changed by changing the relative position between the light source for irradiation and the optical sensor and the living body. Of the electric signal output from the optical sensor, the component that changes due to the movement (body movement) of the living body is the body movement signal. When the living body moves during measurement in this way, the electrical signal output from the optical sensor includes not only the pulse wave signal but also the body motion signal, so that the pulse wave signal cannot be accurately measured. .

この体動による影響を低減するために、生体に異なる波長の複数の照射光を照射し、これらの反射光を波長毎に分離して光センサで検出し、光センサからの出力信号の差分を検出することで、脈波信号を抽出する技術が開示されている（例えば、特許文献１，２参照）。しかし、特許文献１及び２に記載の方法では、異なる波長の複数の照射光を用いるために光源や光センサが複数必要になり、装置構成が複雑になるという問題点があった。 In order to reduce the influence of this body movement, the living body is irradiated with a plurality of irradiation lights having different wavelengths, the reflected light is separated for each wavelength and detected by an optical sensor, and the difference between output signals from the optical sensor is calculated. A technique for extracting a pulse wave signal by detection is disclosed (for example, see Patent Documents 1 and 2). However, the methods described in Patent Documents 1 and 2 have a problem in that a plurality of light sources and optical sensors are required in order to use a plurality of irradiation lights having different wavelengths, resulting in a complicated apparatus configuration.

そこで、構成の簡易な装置により体動による影響を低減する方法として、生体に偏光を照射し、生体からの反射光を、電気ベクトルの振動方向が上記偏光と同じ方向である第１の偏光と電気ベクトルの振動方向が上記偏光と垂直な方向である第２の偏光とに分離して検出する方法が提案されている（例えば、特許文献３参照）。特許文献３には、光センサにより検出された第１の偏光及び第２の偏光各々の出力信号における体動信号の差が小さくなるように第１の偏光及び第２の偏光の少なくとも一方の出力信号を処理し、第１の偏光及び第２の偏光各々の出力信号に対応するデータの差または商を演算して生体の心拍情報を求める技術が開示されている。
特開昭６０−１３５０２９号公報特表平５−５０６８０２号公報特開平１１−１２８１７７号公報 Therefore, as a method of reducing the influence of body movement with a device having a simple configuration, the living body is irradiated with polarized light, and the reflected light from the living body is changed to the first polarized light whose vibration direction of the electric vector is the same as the above polarized light. A method has been proposed in which the vibration direction of the electric vector is detected separately from the second polarized light whose direction is perpendicular to the polarized light (see, for example, Patent Document 3). In Patent Document 3, the output of at least one of the first polarization and the second polarization is reduced so that the difference between the body motion signals in the output signals of the first polarization and the second polarization detected by the optical sensor becomes small. A technique is disclosed in which heartbeat information of a living body is obtained by processing a signal and calculating a difference or quotient of data corresponding to output signals of the first polarization and the second polarization.
JP 60-135029 A Japanese National Patent Publication No. 5-506802 Japanese Patent Laid-Open No. 11-128177

特許文献３には、光センサにより検出された第１の偏光及び第２の偏光各々の出力信号における体動信号の差が小さくなるように第１の偏光及び第２の偏光の少なくとも一方の出力信号を処理する方法の例として、第１の偏光の出力信号における体動信号と第２の偏光の出力信号における体動信号との比Ｋを求めて、第２の偏光の出力信号における体動信号をＫ倍することが開示されている。 In Patent Document 3, the output of at least one of the first polarization and the second polarization is reduced so that the difference between the body motion signals in the output signals of the first polarization and the second polarization detected by the optical sensor becomes small. As an example of a method of processing the signal, a body motion in the output signal of the second polarization is obtained by obtaining a ratio K of the body motion signal in the output signal of the first polarization and the body motion signal in the output signal of the second polarization. It is disclosed that the signal is multiplied by K.

しかしながら、特許文献３には、光センサから出力された電気信号の中から、どのようにして第１の偏光の出力信号における体動信号と第２の偏光の出力信号における体動信号とを抽出するのかは開示されていない。 However, in Patent Document 3, the body motion signal in the output signal of the first polarization and the body motion signal in the output signal of the second polarization are extracted from the electrical signal output from the optical sensor. It is not disclosed whether to do it.

本発明は、上記従来の問題点に鑑み、簡易な構成の装置により確実に体動の影響を低減して、高精度に脈波を計測することができる脈波計測方法及び脈波計測装置を提供することを目的とする。 In view of the above-described conventional problems, the present invention provides a pulse wave measuring method and a pulse wave measuring apparatus capable of measuring a pulse wave with high accuracy by reliably reducing the influence of body movement with an apparatus having a simple configuration. The purpose is to provide.

上記従来の課題を解決するために、本発明の脈波計測方法は、（Ａ）測定対象である生体の測定部位に動きがない状態で、前記測定部位に偏光である照射光を照射する工程、
（Ｂ）前記測定部位に動きがない状態で、前記工程Ａにおける前記照射光の照射に伴い前記測定部位において反射された反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向及び直交する偏光方向のうちいずれか一方の偏光方向である第１の偏光成分と、前記第１の偏光成分と直交する偏光方向である第２の偏光成分とを分離して検出する工程、
（Ｃ）前記工程Ｂにおいて検出された前記第１の偏光成分に対応する第１の信号及び前記第２の偏光成分に対応する第２の信号各々について、脈波信号と前記脈波信号を除く信号である非脈波信号とに分離する工程、
（Ｄ）前記第１の信号の脈波信号と前記第２の信号の脈波信号との比に関する脈波信号情報と、前記第１の信号の非脈波信号と前記第２の信号の非脈波信号との比に関する非脈波信号情報とを取得する工程、
（Ｅ）前記生体の前記測定部位に動きがあり得る状態で、前記測定部位に前記照射光を照射する工程、
（Ｆ）前記測定部位に動きがあり得る状態で、前記工程Ｅにおける前記照射光の照射に伴い前記測定部位において反射された反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向及び直交する偏光方向のうちいずれか一方の偏光方向である第３の偏光成分と、前記第３の偏光成分と直交する偏光方向である第４の偏光成分とを分離して検出する工程、並びに
（Ｇ）前記工程Ｄにおいて取得された前記脈波信号情報及び前記非脈波信号情報を用いて、前記工程Ｆにおいて検出された前記第３の偏光成分に対応する第３の信号と前記第４の偏光成分に対応する第４の信号とを演算することにより、前記測定部位に動きがあり得る状態における前記生体の脈波信号を抽出する工程を含む。 In order to solve the above-described conventional problems, the pulse wave measuring method of the present invention includes (A) a step of irradiating the measurement site with irradiation light that is polarized light while the measurement site of the living body that is the measurement target is not moving. ,
(B) Of the reflected light reflected at the measurement site with the irradiation of the irradiation light in the step A with no movement at the measurement site, the polarization direction is the same as that of the irradiation light and the orthogonal polarization direction. A step of separating and detecting a first polarization component that is one of the polarization directions and a second polarization component that is a polarization direction orthogonal to the first polarization component;
(C) For each of the first signal corresponding to the first polarization component and the second signal corresponding to the second polarization component detected in the step B, the pulse wave signal and the pulse wave signal are excluded. Separating the signal into a non-pulse wave signal,
(D) Pulse wave signal information related to a ratio between the pulse wave signal of the first signal and the pulse wave signal of the second signal, and non-pulse wave signals of the first signal and non-pulse signals of the second signal Obtaining non-pulse wave signal information relating to a ratio with a pulse wave signal;
(E) a step of irradiating the measurement site with the irradiation light in a state where the measurement site of the living body can be moved;
(F) Of the reflected light reflected at the measurement site in accordance with the irradiation of the irradiation light in the step E in a state where the measurement site can move, the same polarization direction as the irradiation light and a polarization direction orthogonal to the irradiation light A step of separating and detecting a third polarization component having one of the polarization directions and a fourth polarization component having a polarization direction orthogonal to the third polarization component; and (G) the step Using the pulse wave signal information and the non-pulse wave signal information acquired in D, corresponding to the third signal and the fourth polarization component corresponding to the third polarization component detected in the step F A step of extracting a pulse wave signal of the living body in a state in which there is a movement in the measurement site by calculating the fourth signal.

また、本発明の脈波計測装置は、上記脈波計測方法に用いる装置であって、
前記測定部位に照射する前記照射光を発する光源、
前記照射光の偏光方向を制限する偏光子、
前記測定部位において反射された前記反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向の成分と前記照射光と直交する偏光方向の成分とを分離する偏光ビームスプリッタ、
前記照射光と同一の偏光方向の成分及び直交する偏光方向成分のうちいずれか一方の偏光成分を検出する第１の光センサ、
前記第１の光センサが検出する偏光方向と直交する偏光方向の成分を検出する第２の光センサ、
前記第１の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第１のローパスフィルタ、
前記第２の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第２のローパスフィルタ、
前記第１の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第１のハイパスフィルタ、
前記第２の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第２のハイパスフィルタ、
前記第２のローパスフィルタの出力信号を前記第１のローパスフィルタの出力信号で割る第１の割算器、
前記第２のハイパスフィルタの出力信号を前記第１のハイパスフィルタの出力信号で割る第２の割算器、
前記第１の光センサ及び前記第２の光センサのうちいずれか一方の出力信号を増幅する可変利得増幅器、
前記第１の光センサ及び前記第２の光センサのうち他方の出力信号と前記可変利得増幅器の出力信号との差を増幅する差動増幅器、並びに
前記第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御する増幅率制御部を備える。 The pulse wave measuring device of the present invention is a device used for the pulse wave measuring method,
A light source that emits the irradiation light that irradiates the measurement site;
A polarizer for limiting the polarization direction of the irradiation light;
Of the reflected light reflected at the measurement site, a polarization beam splitter that separates a component in the same polarization direction as the irradiation light and a component in the polarization direction orthogonal to the irradiation light,
A first optical sensor that detects any one polarization component of the same polarization direction component and the orthogonal polarization direction component of the irradiation light;
A second optical sensor for detecting a component in the polarization direction orthogonal to the polarization direction detected by the first optical sensor;
A first low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the first photosensor;
A second low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the second photosensor;
A first high-pass filter that transmits a frequency component included in a frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the first photosensor;
A second high-pass filter that transmits a frequency component included in the frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the second photosensor;
A first divider for dividing the output signal of the second low-pass filter by the output signal of the first low-pass filter;
A second divider for dividing the output signal of the second high-pass filter by the output signal of the first high-pass filter;
A variable gain amplifier that amplifies an output signal of one of the first photosensor and the second photosensor;
A differential amplifier for amplifying a difference between an output signal of the other of the first optical sensor and the second optical sensor and an output signal of the variable gain amplifier; and an output signal of the first divider. An amplification factor controller for controlling the amplification factor of the variable gain amplifier is provided.

また、本発明の他の脈波計測装置は、上記脈波計測方法に用いる装置であって、
前記測定部位に照射する前記照射光を発する光源、
前記照射光の偏光方向を制限する第１の偏光子、
前記第１の偏光子を透過した前記照射光の偏光方向を変調する光変調器、
前記照射光の偏光方向が互いに直交する２方向に交互に切り替わるように前記光変調器を動作させる変調信号であって、前記脈波信号の周波数帯域よりも高い周波数の変調信号を前記光変調器に対して供給する信号発生器、
前記測定部位において反射された前記反射光の偏光方向を制限する第２の偏光子、
前記第２の偏光子を透過した前記反射光を検出する光センサ、
前記光センサの出力信号を、前記変調信号と同相成分と逆相成分とに分離するデマルチプレクサ、
前記デマルチプレクサから出力された前記同相成分及び前記逆相成分のうちいずれか一方の成分に対応する信号から、前記変調信号よりも低い周波数成分のみを透過する第３のローパスフィルタ、
前記デマルチプレクサから出力された前記同相成分及び前記逆相成分のうち他方の成分に対応する信号から、前記変調信号よりも低い周波数成分のみを透過する第４のローパスフィルタ、
前記第３のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第１のローパスフィルタ、
前記第４のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第２のローパスフィルタ、
前記第３のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第１のハイパスフィルタ、
前記第４のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第２のハイパスフィルタ、
前記第２のローパスフィルタの出力信号を前記第１のローパスフィルタの出力信号で割る第１の割算器、
前記第２のハイパスフィルタの出力信号を前記第１のハイパスフィルタの出力信号で割る第２の割算器、
前記第３のローパスフィルタ及び前記第４のローパスフィルタのうちいずれか一方の出力信号を増幅する可変利得増幅器、
前記第３のローパスフィルタ及び前記第４のローパスフィルタのうち他方の出力信号と前記可変利得増幅器の出力信号との差を増幅する差動増幅器、並びに
前記第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御する増幅率制御部を備える。 Another pulse wave measuring device of the present invention is a device used for the pulse wave measuring method.
A light source that emits the irradiation light that irradiates the measurement site;
A first polarizer for limiting a polarization direction of the irradiation light;
An optical modulator that modulates a polarization direction of the irradiation light transmitted through the first polarizer;
A modulation signal for operating the optical modulator such that the polarization direction of the irradiation light is alternately switched in two directions orthogonal to each other, and a modulation signal having a frequency higher than the frequency band of the pulse wave signal is transmitted to the optical modulator. A signal generator,
A second polarizer that limits the polarization direction of the reflected light reflected at the measurement site;
An optical sensor for detecting the reflected light transmitted through the second polarizer;
A demultiplexer that separates an output signal of the optical sensor into an in-phase component and an anti-phase component of the modulation signal;
A third low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the modulation signal from a signal corresponding to one of the in-phase component and the anti-phase component output from the demultiplexer;
A fourth low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the modulation signal from a signal corresponding to the other component of the in-phase component and the anti-phase component output from the demultiplexer;
A first low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the third low-pass filter;
A second low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the fourth low-pass filter;
A first high-pass filter that transmits a frequency component included in a frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from an output signal of the third low-pass filter;
A second high-pass filter that transmits a frequency component included in the frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the fourth low-pass filter;
A first divider for dividing the output signal of the second low-pass filter by the output signal of the first low-pass filter;
A second divider for dividing the output signal of the second high-pass filter by the output signal of the first high-pass filter;
A variable gain amplifier that amplifies an output signal of any one of the third low-pass filter and the fourth low-pass filter;
A differential amplifier that amplifies a difference between the output signal of the other of the third low-pass filter and the fourth low-pass filter and the output signal of the variable gain amplifier; and an output signal of the first divider An amplification factor controller for controlling the amplification factor of the variable gain amplifier is provided.

本発明によれば、簡易な構成の装置により確実に体動の影響を低減して、高精度に脈波を計測することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the influence of a body motion can be reliably reduced with the apparatus of simple structure, and a pulse wave can be measured with high precision.

本発明の脈波計測方法は、（Ａ）測定対象である生体の測定部位に動きがない状態で、前記測定部位に偏光である照射光を照射する工程、
（Ｂ）前記測定部位に動きがない状態で、前記工程Ａにおける前記照射光の照射に伴い前記測定部位において反射された反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向及び直交する偏光方向のうちいずれか一方の偏光方向である第１の偏光成分と、前記第１の偏光成分と直交する偏光方向である第２の偏光成分とを分離して検出する工程、
（Ｃ）前記工程Ｂにおいて検出された前記第１の偏光成分に対応する第１の信号及び前記第２の偏光成分に対応する第２の信号各々について、脈波信号と前記脈波信号を除く信号である非脈波信号とに分離する工程、
（Ｄ）前記第１の信号の脈波信号と前記第２の信号の脈波信号との比に関する脈波信号情報と、前記第１の信号の非脈波信号と前記第２の信号の非脈波信号との比に関する非脈波信号情報とを取得する工程、
（Ｅ）前記生体の前記測定部位に動きがあり得る状態で、前記測定部位に前記照射光を照射する工程、
（Ｆ）前記測定部位に動きがあり得る状態で、前記工程Ｅにおける前記照射光の照射に伴い前記測定部位において反射された反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向及び直交する偏光方向のうちいずれか一方の偏光方向である第３の偏光成分と、前記第３の偏光成分と直交する偏光方向である第４の偏光成分とを分離して検出する工程、並びに
（Ｇ）前記工程Ｄにおいて取得された前記脈波信号情報及び前記非脈波信号情報を用いて、前記工程Ｆにおいて検出された前記第３の偏光成分に対応する第３の信号と前記第４の偏光成分に対応する第４の信号とを演算することにより、前記測定部位に動きがあり得る状態における前記生体の脈波信号を抽出する工程を含む。 The pulse wave measuring method according to the present invention includes (A) a step of irradiating the measurement site with irradiation light that is polarized light in a state where there is no movement in the measurement site of the living body to be measured,
(B) Of the reflected light reflected at the measurement site with the irradiation of the irradiation light in the step A with no movement at the measurement site, the polarization direction is the same as that of the irradiation light and the orthogonal polarization direction. A step of separating and detecting a first polarization component that is one of the polarization directions and a second polarization component that is a polarization direction orthogonal to the first polarization component;
(C) For each of the first signal corresponding to the first polarization component and the second signal corresponding to the second polarization component detected in the step B, the pulse wave signal and the pulse wave signal are excluded. Separating the signal into a non-pulse wave signal,
(D) Pulse wave signal information related to a ratio between the pulse wave signal of the first signal and the pulse wave signal of the second signal, and non-pulse wave signals of the first signal and non-pulse signals of the second signal Obtaining non-pulse wave signal information relating to a ratio with a pulse wave signal;
(E) a step of irradiating the measurement site with the irradiation light in a state where the measurement site of the living body can be moved;
(F) Of the reflected light reflected at the measurement site in accordance with the irradiation of the irradiation light in the step E in a state where the measurement site can move, the same polarization direction as the irradiation light and a polarization direction orthogonal to the irradiation light A step of separating and detecting a third polarization component having one of the polarization directions and a fourth polarization component having a polarization direction orthogonal to the third polarization component; and (G) the step Using the pulse wave signal information and the non-pulse wave signal information acquired in D, corresponding to the third signal and the fourth polarization component corresponding to the third polarization component detected in the step F A step of extracting a pulse wave signal of the living body in a state in which there is a movement in the measurement site by calculating the fourth signal.

上記本発明の脈波計測方法によれば、１種類の照明光を用い、体動信号を含む非脈波信号を低減して、高精度に脈波信号を抽出することができる。 According to the pulse wave measurement method of the present invention, a pulse wave signal can be extracted with high accuracy by using one kind of illumination light and reducing non-pulse wave signals including body motion signals.

照射光の波長が４００〜１０００ｎｍの波長域に含まれる波長であることが好ましい。このようにすると、ヘモグロビンに吸収されやすく、かつ皮膚表面での吸収が比較的小さいため、脈波計測に好適である。 It is preferable that the wavelength of irradiation light is a wavelength included in a wavelength range of 400 to 1000 nm. If it does in this way, since it is easy to be absorbed by hemoglobin and absorption on the skin surface is comparatively small, it is suitable for pulse wave measurement.

生体の測定部位において反射された反射光には、生体の表面から拡散せずに反射する表面反射光と、生体の表面から拡散反射する表面拡散反射光と、生体内（層内）に入射し層内で拡散反射した後入射位置から離れた位置において生体外に出射する層内拡散反射光とがある。表面反射光には脈波信号は含まれず体動信号のみが含まれ、表面拡散反射光及び層内拡散反射光には脈波信号及び体動信号が含まれることが知られている。そのため、本発明の脈波計測方法において、前記工程Ｂ及びＦにおいて、前記測定部位において反射された前記反射光のうち、前記測定部位における前記照射光の照射位置から前記生体内に入射し、前記照射位置から離れた位置において前記生体外に出射した反射光のみ、すなわち層内拡散反射光のみを検出することが好ましい。このようにすると、検出される信号に含まれるノイズ成分である体動信号の割合が低減されるため、信号対雑音比（以下、ＳＮ比と略称する）を向上させることができる。 The reflected light reflected at the measurement site of the living body is incident on the surface of the living body (inside the layer) and the surface reflected light that is reflected without being diffused from the surface of the living body, the surface diffuse reflected light that is diffusely reflected from the surface of the living body There is in-layer diffuse reflection light that is diffused and reflected within the layer and then exits the living body at a position away from the incident position. It is known that the surface reflected light does not include a pulse wave signal but includes only a body motion signal, and the surface diffuse reflection light and the in-layer diffuse reflection light include a pulse wave signal and a body motion signal. Therefore, in the pulse wave measurement method of the present invention, in the steps B and F, out of the reflected light reflected at the measurement site, it enters the living body from the irradiation position of the irradiation light at the measurement site, and It is preferable to detect only reflected light emitted outside the living body at a position away from the irradiation position, that is, only diffuse reflection light within the layer. In this way, the ratio of the body motion signal that is a noise component included in the detected signal is reduced, so that the signal-to-noise ratio (hereinafter abbreviated as SN ratio) can be improved.

照射光の照射位置と反射光が生体外に出射する位置との間隔は、６〜１２ｍｍであることが好ましい。 The interval between the irradiation position of the irradiation light and the position where the reflected light is emitted outside the living body is preferably 6 to 12 mm.

本発明の脈波計測方法において、例えば、前記工程Ｄにおいて、前記脈波信号情報として前記第１の信号の脈波信号と前記第２の信号の脈波信号との比の値ｎと、前記非脈波信号情報として前記第１の信号の非脈波信号と前記第２の信号の非脈波信号との比の値ｍとを取得し、前記工程Ｇにおいて、前記第３の信号から前記第４の信号を１／ｍ倍した信号を差し引くことにより前記生体の脈波信号を抽出することができる。また、前記工程Ｇにおいて、前記第３の信号をｍ倍した信号から前記第４の信号を差し引いてもよい。 In the pulse wave measurement method of the present invention, for example, in the step D, the value n of the ratio of the pulse wave signal of the first signal and the pulse wave signal of the second signal as the pulse wave signal information, As the non-pulse wave signal information, a value m of the ratio of the non-pulse wave signal of the first signal and the non-pulse wave signal of the second signal is acquired, and in the step G, the third signal is The pulse wave signal of the living body can be extracted by subtracting a signal obtained by multiplying the fourth signal by 1 / m. In the step G, the fourth signal may be subtracted from a signal obtained by multiplying the third signal by m.

本発明の脈波計測方法は、（Ｈ）偏光方向が互いに異なる複数の前記照射光を用いて前記工程ＡからＤを行い、各々の前記照射光について前記ｎと前記ｍとの比の値ｎ／ｍを演算する工程、及び（Ｉ）工程Ｈにおける演算の結果を用いて、複数の前記照射光の中から、前記ｎ／ｍが最小値を示す前記照射光を抽出する工程をさらに含み、前記工程Ｉにより抽出された前記照射光を用いて、前記工程ＥからＧを行うことが好ましい。このようにすると、検出される信号の強度が増加するため、ＳＮ比をさらに向上させることができる。 In the pulse wave measuring method of the present invention, (H) Steps A to D are performed using a plurality of the irradiation lights having different polarization directions, and a value n of the ratio of n to m for each of the irradiation lights. A step of calculating / m, and (I) using the result of the calculation in step H, further extracting the irradiation light having the minimum value of n / m from the plurality of irradiation lights, The steps E to G are preferably performed using the irradiation light extracted in the step I. In this way, since the intensity of the detected signal increases, the SN ratio can be further improved.

また、本発明の脈波計測装置は、上記の脈波計測方法に用いる脈波計測装置であって、
前記測定部位に照射する前記照射光を発する光源、
前記照射光の偏光方向を制限する偏光子、
前記測定部位において反射された前記反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向成分と前記照射光と直交する偏光成分とを分離する偏光ビームスプリッタ、
前記照射光と同一の偏光方向の成分及び直交する偏光方向の成分のうちいずれか一方の偏光方向の成分を検出する第１の光センサ、
前記第１の光センサが検出する偏光方向の成分と直交する偏光方向の成分を検出する第２の光センサ、
前記第１の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第１のローパスフィルタ、
前記第２の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第２のローパスフィルタ、
前記第１の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第１のハイパスフィルタ、
前記第２の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第２のハイパスフィルタ、
前記第２のローパスフィルタの出力信号を前記第１のローパスフィルタの出力信号で割る第１の割算器、
前記第２のハイパスフィルタの出力信号を前記第１のハイパスフィルタの出力信号で割る第２の割算器、
前記第１の光センサ及び前記第２の光センサのうちいずれか一方の出力信号を増幅する可変利得増幅器、
前記第１の光センサ及び前記第２の光センサのうち他方の出力信号と前記可変利得増幅器の出力信号との差を増幅する差動増幅器、並びに
前記第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御する増幅率制御部を備える。 The pulse wave measuring device of the present invention is a pulse wave measuring device used for the above-described pulse wave measuring method,
A light source that emits the irradiation light that irradiates the measurement site;
A polarizer for limiting the polarization direction of the irradiation light;
Of the reflected light reflected at the measurement site, a polarization beam splitter that separates the same polarization direction component as the irradiation light and the polarization component orthogonal to the irradiation light,
A first optical sensor for detecting a component in one polarization direction among a component in the same polarization direction as the irradiation light and a component in a polarization direction orthogonal to the irradiation light;
A second optical sensor for detecting a component in the polarization direction orthogonal to the component in the polarization direction detected by the first optical sensor;
A first low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the first photosensor;
A second low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the second photosensor;
A first high-pass filter that transmits a frequency component included in a frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the first photosensor;
A second high-pass filter that transmits a frequency component included in the frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the second photosensor;
A first divider for dividing the output signal of the second low-pass filter by the output signal of the first low-pass filter;
A second divider for dividing the output signal of the second high-pass filter by the output signal of the first high-pass filter;
A variable gain amplifier that amplifies an output signal of one of the first photosensor and the second photosensor;
A differential amplifier for amplifying a difference between an output signal of the other of the first optical sensor and the second optical sensor and an output signal of the variable gain amplifier; and an output signal of the first divider An amplification factor controller for controlling the amplification factor of the variable gain amplifier is provided.

本発明の脈波計測装置によると、増幅率制御部が第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御することにより、差動増幅器において非脈波信号が低減され、差動増幅器の出力信号から脈波信号を計測することができる。 According to the pulse wave measuring apparatus of the present invention, the amplification factor control unit controls the amplification factor of the variable gain amplifier based on the output signal of the first divider, thereby reducing the non-pulse wave signal in the differential amplifier. The pulse wave signal can be measured from the output signal of the differential amplifier.

本発明の脈波計測装置は、前記偏光子を回転させる偏光子駆動部、前記第２の割算器の出力信号と前記第１の割算器の出力信号との比の値を演算する演算部、及び前記値が最小となるように前記偏光子駆動部を制御する駆動制御部をさらに備えることが好ましい。このような構成にすると、差動増幅器の出力信号が増加するため、ＳＮ比を向上させることができる。 The pulse wave measuring apparatus according to the present invention includes a polarizer driving unit that rotates the polarizer, and an arithmetic operation that calculates a value of a ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider. And a drive control unit for controlling the polarizer driving unit so that the value is minimized. With such a configuration, since the output signal of the differential amplifier increases, the SN ratio can be improved.

また、本発明の脈波計測装置は、上記の脈波計測方法に用いる脈波計測装置であって、
前記測定部位に照射する前記照射光を発する光源、
前記照射光の偏光方向を制限する第１の偏光子、
前記第１の偏光子を透過した前記照射光の偏光方向を変調する光変調器、
前記照射光の偏光方向が互いに直交する２方向に交互に切り替わるように前記光変調器を動作させる変調信号であって、前記脈波信号の周波数帯域よりも高い周波数の変調信号を前記光変調器に対して供給する信号発生器、
前記測定部位において反射された前記反射光の偏光方向を制限する第２の偏光子、
前記第２の偏光子を透過した前記反射光を検出する光センサ、
前記光センサの出力信号を、前記変調信号と同相成分と逆相成分とに分離するデマルチプレクサ、
前記デマルチプレクサから出力された前記同相成分及び前記逆相成分のうちいずれか一方の成分に対応する信号から、前記変調信号よりも低い周波数成分のみを透過し、かつ脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過する第３のローパスフィルタ、
前記デマルチプレクサから出力された前記同相成分及び前記逆相成分のうち他方の成分に対応する信号から、前記変調信号よりも低い周波数成分のみを透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過する第４のローパスフィルタ、
前記第３のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第１のローパスフィルタ、
前記第４のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第２のローパスフィルタ、
前記第３のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第１のハイパスフィルタ、
前記第４のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第２のハイパスフィルタ、
前記第２のローパスフィルタの出力信号を前記第１のローパスフィルタの出力信号で割る第１の割算器、
前記第２のハイパスフィルタの出力信号を前記第１のハイパスフィルタの出力信号で割る第２の割算器、
前記第３のローパスフィルタ及び前記第４のローパスフィルタのうちいずれか一方の出力信号を増幅する可変利得増幅器、
前記第３のローパスフィルタ及び前記第４のローパスフィルタのうち他方の出力信号と前記可変利得増幅器の出力信号との差を増幅する差動増幅器、並びに
前記第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御する増幅率制御部を備えていてもよい。 The pulse wave measuring device of the present invention is a pulse wave measuring device used for the above-described pulse wave measuring method,
A light source that emits the irradiation light that irradiates the measurement site;
A first polarizer for limiting a polarization direction of the irradiation light;
An optical modulator that modulates a polarization direction of the irradiation light transmitted through the first polarizer;
A modulation signal for operating the optical modulator such that the polarization direction of the irradiation light is alternately switched in two directions orthogonal to each other, and a modulation signal having a frequency higher than the frequency band of the pulse wave signal is transmitted to the optical modulator. A signal generator,
A second polarizer that limits the polarization direction of the reflected light reflected at the measurement site;
An optical sensor for detecting the reflected light transmitted through the second polarizer;
A demultiplexer that separates an output signal of the optical sensor into an in-phase component and an anti-phase component of the modulation signal;
From the signal corresponding to one of the in-phase component and the anti-phase component output from the demultiplexer, only the frequency component lower than the modulation signal is transmitted and included in the frequency band of the pulse wave signal A third low-pass filter that transmits the transmitted frequency component,
From the signal corresponding to the other of the in-phase component and the anti-phase component output from the demultiplexer, only the frequency component lower than the modulation signal is transmitted and included in the frequency band of the pulse wave signal A fourth low-pass filter that transmits the frequency component;
A first low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the third low-pass filter;
A second low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the fourth low-pass filter;
A first high-pass filter that transmits a frequency component included in a frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from an output signal of the third low-pass filter;
A second high-pass filter that transmits a frequency component included in the frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the fourth low-pass filter;
A first divider for dividing the output signal of the second low-pass filter by the output signal of the first low-pass filter;
A second divider for dividing the output signal of the second high-pass filter by the output signal of the first high-pass filter;
A variable gain amplifier that amplifies an output signal of any one of the third low-pass filter and the fourth low-pass filter;
A differential amplifier that amplifies a difference between the output signal of the other of the third low-pass filter and the fourth low-pass filter and the output signal of the variable gain amplifier; and an output signal of the first divider An amplification factor controller that controls the amplification factor of the variable gain amplifier may be provided.

このような構成によっても、増幅率制御部が第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御することにより、差動増幅器において非脈波信号が低減され、差動増幅器の出力信号から脈波信号を計測することができる。 Even with such a configuration, the amplification factor control unit controls the amplification factor of the variable gain amplifier based on the output signal of the first divider, thereby reducing the non-pulse wave signal in the differential amplifier. A pulse wave signal can be measured from the output signal of the amplifier.

ここで、前記第２の割算器の出力信号と前記第１の割算器の出力信号との比の値を演算する演算部、及び前記値が最小となるように前記信号発生器を制御する信号発生器制御部をさらに備えることが好ましい。このような構成にすると、差動増幅器の出力信号が増加するため、ＳＮ比を向上させることができる。また、偏光子を機械的に駆動させる必要がないため、計測時間を短縮することができる。 Here, an arithmetic unit that calculates a value of a ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider, and the signal generator is controlled so that the value is minimized. It is preferable to further include a signal generator control unit. With such a configuration, since the output signal of the differential amplifier increases, the SN ratio can be improved. Moreover, since it is not necessary to mechanically drive the polarizer, the measurement time can be shortened.

また、本発明の脈波計測装置は、前記第２の割算器の出力信号と前記第１の割算器の出力信号との比の値を演算する演算部、及び前記値が閾値を超える場合に警告を出力する警告出力部をさらに備えることが好ましい。第２の割算器の出力信号と第１の割算器の出力信号との比の値が大きいほど差動増幅器の出力信号が小さくなるため、ＳＮ比が低くなる。警告出力部を設けることにより、脈波計測装置の使用者が、第２の割算器の出力信号と第１の割算器の出力信号との比の値が閾値を超えており、測定部位が不適切であるため測定部位の変更が必要であることを知ることができる。 Further, the pulse wave measuring device of the present invention is configured to calculate a value of a ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider, and the value exceeds a threshold value. It is preferable to further include a warning output unit that outputs a warning in such a case. The larger the value of the ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider, the smaller the output signal of the differential amplifier, so the SN ratio becomes lower. By providing the warning output unit, the user of the pulse wave measurement device has a ratio value between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider exceeding the threshold value, and the measurement site It is possible to know that the measurement site needs to be changed because of the inappropriateness.

以下、本発明の実施の形態について、図面を用いて説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.

（実施の形態１）
本発明の実施の形態１に係る脈波計測装置の構成について、図１及び２を用いて説明する。図１は本実施の形態に係る脈波計測装置１００の側面図、図２は脈波計測装置１００の正面図である。 (Embodiment 1)
The configuration of the pulse wave measuring apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a side view of a pulse wave measurement device 100 according to the present embodiment, and FIG. 2 is a front view of the pulse wave measurement device 100.

本実施の形態に係る脈波計測装置１００は、光学系及び電気系部材を格納する装置本体１０２と、装着リング１０４とを備えている。装着リング１０４は中空の円筒形状を有しており、図１に示すように、測定時にはその中空部に測定部位となる人の指１５８を差し込む。 The pulse wave measuring apparatus 100 according to the present embodiment includes an apparatus main body 102 that stores an optical system and an electric system member, and a mounting ring 104. The mounting ring 104 has a hollow cylindrical shape, and, as shown in FIG. 1, a human finger 158 to be a measurement site is inserted into the hollow portion at the time of measurement.

装置本体１０２には測定開始スイッチ１０６及び表示部であるディスプレイ１４６が設けられており、装着リング１０４には測定準備完了表示ランプ１０８が設けられている。 The apparatus main body 102 is provided with a measurement start switch 106 and a display 146 as a display unit, and the mounting ring 104 is provided with a measurement preparation completion display lamp 108.

次に、脈波計測装置１００の装置本体１０２内部の構成について、図３を用いて説明する。図３は、脈波計測装置１００の装置本体１０２内部の構成を示すブロック図である。 Next, the internal structure of the apparatus main body 102 of the pulse wave measuring apparatus 100 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a block diagram showing an internal configuration of the apparatus main body 102 of the pulse wave measuring apparatus 100.

図３に示すように、装置本体１０２内部には、光源１１２、偏光子１１４、偏光ビームスプリッタ１１８、第１の光センサ１２０、第２の光センサ１２２、第１のローパスフィルタ１２４、第２のローパスフィルタ１２６、第１のハイパスフィルタ１２８、第２のハイパスフィルタ１３０、第１の割算器１３２、第２の割算器１３４、可変利得増幅器１３６、差動増幅器１３８、コンピュータ１４０、照射光出射孔１４２、及び反射光入射孔１４４を備えている。ここで、コンピュータ１４０は、本発明における増幅率制御部に相当する。 As shown in FIG. 3, the apparatus main body 102 includes a light source 112, a polarizer 114, a polarizing beam splitter 118, a first photosensor 120, a second photosensor 122, a first low-pass filter 124, a second Low-pass filter 126, first high-pass filter 128, second high-pass filter 130, first divider 132, second divider 134, variable gain amplifier 136, differential amplifier 138, computer 140, emission light emission A hole 142 and a reflected light incident hole 144 are provided. Here, the computer 140 corresponds to an amplification factor control unit in the present invention.

光源１１２は、半導体レーザと半導体レーザが発した光を略平行光にして出射する光学系とを備えており、ビーム直径が１．２ｍｍ、波長が７８０ｎｍの照射光１５０を生体１５２に向けて照射する。偏光子１１４は、円板形状を有しており、光源１１２から出射された照射光１５０の偏光方向を一方向に揃える機能を備える。本実施の形態において偏光子１１４は、照射光１５０の偏光方向を図３におけるｙ方向に揃えるように配置されていいる。光源１１２から出射され偏光子１１４を透過した照射光１５０は、照射光出射孔１４２を通って生体１５２の測定部位に照射される。 The light source 112 includes a semiconductor laser and an optical system that emits light emitted from the semiconductor laser as substantially parallel light, and irradiates the living body 152 with irradiation light 150 having a beam diameter of 1.2 mm and a wavelength of 780 nm. To do. The polarizer 114 has a disk shape and has a function of aligning the polarization direction of the irradiation light 150 emitted from the light source 112 in one direction. In the present embodiment, the polarizer 114 is arranged so that the polarization direction of the irradiation light 150 is aligned with the y direction in FIG. The irradiation light 150 emitted from the light source 112 and transmitted through the polarizer 114 is irradiated to the measurement site of the living body 152 through the irradiation light emission hole 142.

生体１５２に照射された照射光１５０は、生体１５２に到達すると一部は皮膚表面で反射されるが、残りが生体組織中を拡散しながら伝搬し、生体１５２から反射光となって出射する。ここで、照射光１５０の照射位置から出射する反射光は、脈波信号を含まない皮膚表面で反射された成分である表面反射光が大部分で、脈波信号を含む生体内部において拡散反射した成分である表面拡散反射光の比率は１／１０００程度と小さい。一方、照射光１５０の照射位置から６〜１２ｍｍ離れた位置から出射した反射光には、生体組織中を拡散しながら伝搬した光である層内拡散反射光のみが含まれる。層内拡散反射光における脈波信号の比率は１／１００〜１／１０程度と大きい。 When the irradiation light 150 irradiated to the living body 152 reaches the living body 152, a part of the irradiation light 150 is reflected by the skin surface, but the rest propagates while diffusing in the living tissue, and is emitted from the living body 152 as reflected light. Here, most of the reflected light emitted from the irradiation position of the irradiation light 150 is the surface reflection light which is a component reflected on the skin surface not including the pulse wave signal, and is diffusely reflected inside the living body including the pulse wave signal. The ratio of surface diffuse reflection light as a component is as small as about 1/1000. On the other hand, the reflected light emitted from a position 6 to 12 mm away from the irradiation position of the irradiation light 150 includes only in-layer diffuse reflection light that is light that propagates while diffusing in the living tissue. The ratio of the pulse wave signal in the in-layer diffuse reflected light is as large as about 1/100 to 1/10.

反射光入射孔１４４により偏光ビームスプリッタ１１８の受光角が制限されることにより、照射光１５０の照射位置から６〜１２ｍｍ離れた位置から出射した反射光のみが反射光入射孔１４４を通って偏光ビームスプリッタ１１８に入射する。 By limiting the light receiving angle of the polarization beam splitter 118 by the reflected light incident hole 144, only reflected light emitted from a position 6 to 12 mm away from the irradiation position of the irradiated light 150 passes through the reflected light incident hole 144 and is polarized. The light enters the splitter 118.

偏光ビームスプリッタ１１８は、ｘ方向に偏光した光を反射し、ｙ方向に偏光した光を透過する。従って、生体１５２からの反射光の内、ｘ方向に偏光した成分である第１の反射光１５４は第１の光センサ１２０に入射し電気信号に変換され、ｙ方向に偏光した成分である第２の反射光１５６は第２の光センサ１２２に入射し電気信号に変換される。すなわち、第１の反射光１５４は照射光１５０と直交する偏光方向を有し、第２の反射光１５６は照射光１５０と同一の偏光方向を有する。 The polarization beam splitter 118 reflects light polarized in the x direction and transmits light polarized in the y direction. Accordingly, of the reflected light from the living body 152, the first reflected light 154, which is a component polarized in the x direction, enters the first optical sensor 120 and is converted into an electrical signal, and the first reflected light 154 is a component polarized in the y direction. The second reflected light 156 enters the second optical sensor 122 and is converted into an electrical signal. That is, the first reflected light 154 has a polarization direction orthogonal to the irradiation light 150, and the second reflected light 156 has the same polarization direction as the irradiation light 150.

第２の光センサ１２２の出力信号は可変利得増幅器１３６に入力され、コンピュータ１４０により予め設定された増幅率に増幅される。第１の光センサ１２０の出力信号及び可変利得増幅器１３６の出力信号は、差動増幅器１３８に入力される。差動増幅器１３８は、第１の光センサ１２０の出力信号と可変利得増幅器１３６の出力信号との差を脈波信号として出力する。差動増幅器１３８から出力された脈波信号は、ディスプレイ１４６に表示される。 The output signal of the second photosensor 122 is input to the variable gain amplifier 136 and amplified by the computer 140 to a preset amplification factor. The output signal of the first optical sensor 120 and the output signal of the variable gain amplifier 136 are input to the differential amplifier 138. The differential amplifier 138 outputs the difference between the output signal of the first optical sensor 120 and the output signal of the variable gain amplifier 136 as a pulse wave signal. The pulse wave signal output from the differential amplifier 138 is displayed on the display 146.

次に、可変利得増幅器１３６の増幅率の設定方法について図４を用いて説明する。図４は、第１の光センサ１２０、第２の光センサ１２２、及び差動増幅器１３８の出力信号の例を模式的に示すグラフである。図４において、それぞれのグラフの縦軸は上から順に、第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）、第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ（ｔ）を示し、横軸は時間ｔを示す。 Next, a method for setting the gain of the variable gain amplifier 136 will be described with reference to FIG. FIG. 4 is a graph schematically showing an example of output signals of the first photosensor 120, the second photosensor 122, and the differential amplifier 138. In FIG. 4, the vertical axis of each graph is, in order from the top, the output signal So (t) of the first photosensor 120, the output signal Sp (t) of the second photosensor 122, and the output signal of the differential amplifier 138. S (t) is shown, and the horizontal axis shows time t.

Ｐｏ（ｔ）は第１の光センサ１２０の出力信号中の脈波信号の成分で、脈動に応じて変化している。Ｒｏ（ｔ）は第１の光センサ１２０の出力信号中の脈波信号以外の成分（非脈波信号）で、体動がない時は一定であるが、体動に応じて変化する体動信号を含む。Ｐｐ（ｔ）は第２の光センサ１２２の出力信号中の脈波信号の成分で、脈動に応じて変化している。Ｒｐ（ｔ）は第２の光センサ１２２の出力信号中の脈波信号以外の成分（非脈波信号）で、体動がない時は一定であるが、体動に応じて変化する体動信号を含む。 Po (t) is a component of the pulse wave signal in the output signal of the first optical sensor 120, and changes according to the pulsation. Ro (t) is a component (non-pulse wave signal) other than the pulse wave signal in the output signal of the first optical sensor 120, and is constant when there is no body motion, but changes with body motion. Includes signal. Pp (t) is a component of a pulse wave signal in the output signal of the second optical sensor 122, and changes according to the pulsation. Rp (t) is a component (non-pulse wave signal) other than the pulse wave signal in the output signal of the second optical sensor 122, and is constant when there is no body motion, but changes with body motion. Includes signal.

第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）及び第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）は、それぞれ以下の（数１）及び（数２）で表される。 The output signal So (t) of the first optical sensor 120 and the output signal Sp (t) of the second optical sensor 122 are expressed by the following (Equation 1) and (Equation 2), respectively.

また、脈波信号であるＰｏ（ｔ）とＰｐ（ｔ）との関係は、以下の（数３）で表される。 The relationship between the pulse wave signal Po (t) and Pp (t) is expressed by the following (Equation 3).

ここで、ｎは定数である。 Here, n is a constant.

さらに、非脈波信号であるＲｏ（ｔ）とＲｐ（ｔ）との関係は、以下の（数４）で表される。 Furthermore, the relationship between Ro (t) and Rp (t), which are non-pulse wave signals, is expressed by the following (Equation 4).

ここで、ｍは定数である。 Here, m is a constant.

生体の測定部位に体動がない状態では体動信号がないため、非脈波信号であるＲｏ（ｔ）及びＲｐ（ｔ）はいずれも体動信号を含まず、それぞれ定数であるＲｏとＲｐとで表すことができる。したがって、生体の測定部位に体動がない状態における第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）、第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）及び非脈波信号であるＲｏ（ｔ）とＲｐ（ｔ）との関係は、以下の（数５）、（数６）及び（数７）のように表される。 Since there is no body motion signal in the state where there is no body motion at the measurement site of the living body, Ro (t) and Rp (t) which are non-pulse wave signals do not include any body motion signal, and Ro and Rp are constants, respectively. And can be expressed as Therefore, the output signal So (t) of the first optical sensor 120, the output signal Sp (t) of the second optical sensor 122, and the non-pulse wave signal Ro (t) when there is no body movement at the measurement site of the living body. ) And Rp (t) are expressed as the following (Equation 5), (Equation 6), and (Equation 7).

図３に示す第１のローパスフィルタ１２４及び第２のローパスフィルタ１２６は、ともに０．０３Ｈｚ以下の周波数成分のみを透過する機能を有する。そのため、第１のローパスフィルタ１２４及び第２のローパスフィルタ１２６は、それぞれ第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）、第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）から、実質的に直流成分のみを透過する。上述のように、生体の測定部位に体動がない状態では非脈波信号であるＲｏ（ｔ）及びＲｐ（ｔ）はいずれも体動信号を含まず、それぞれ定数であるＲｏとＲｐとで表すことができるため、第１のローパスフィルタ１２４及び第２のローパスフィルタ１２６により、第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）及び第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）から脈波信号Ｐｏ（ｔ）及びＰｐ（ｔ）を取り除き、非脈波信号Ｒｏ及びＲｐのみを分離して検出することができる。 Both the first low-pass filter 124 and the second low-pass filter 126 shown in FIG. 3 have a function of transmitting only a frequency component of 0.03 Hz or less. Therefore, the first low-pass filter 124 and the second low-pass filter 126 are substantially determined from the output signal So (t) of the first photosensor 120 and the output signal Sp (t) of the second photosensor 122, respectively. Transmits only the DC component. As described above, Ro (t) and Rp (t), which are non-pulse wave signals, do not include a body motion signal in the state where there is no body motion in the measurement site of the living body, and are constant values Ro and Rp, respectively. Since the first low-pass filter 124 and the second low-pass filter 126 can express the pulse from the output signal So (t) of the first photosensor 120 and the output signal Sp (t) of the second photosensor 122. The wave signals Po (t) and Pp (t) can be removed, and only the non-pulse wave signals Ro and Rp can be separated and detected.

なお、生体の測定部位に体動が存在する時は、非脈波信号であるＲｏ（ｔ）とＲｐ（ｔ）とが体動に応じて変化するので、第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）及び第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）には、０．１〜１００Ｈｚの様々な周波数の信号が含まれる。このとき、第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）及び第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）の周波数域は、脈波信号Ｐｏ（ｔ）及びＰｐ（ｔ）の周波数域（０．３〜３Ｈｚ）と重なるため、ローパスフィルタでは非脈波信号のみを分離して抽出することができない。 Note that when there is a body motion at the measurement site of the living body, the non-pulse wave signals Ro (t) and Rp (t) change according to the body motion, so the output signal of the first optical sensor 120 The So (t) and the output signal Sp (t) of the second optical sensor 122 include signals having various frequencies of 0.1 to 100 Hz. At this time, the frequency range of the output signal So (t) of the first photosensor 120 and the output signal Sp (t) of the second photosensor 122 is the frequency range of the pulse wave signals Po (t) and Pp (t). Since it overlaps with (0.3-3 Hz), the low-pass filter cannot separate and extract only the non-pulse wave signal.

このように、生体の測定部位に体動がない状態において、第１のローパスフィルタ１２４の出力信号はＲｏに相当し、第２のローパスフィルタ１２６の出力信号はＲｐに相当する。第１の割算器１３２は第２のローパスフィルタ１２６の出力信号を第１のローパスフィルタ１２４の出力信号で割る機能を有する。そこで、生体の測定部位に体動がない状態では、第１の割算器１３２の出力信号が定数ｍに相当する。 Thus, in a state where there is no body movement in the measurement site of the living body, the output signal of the first low-pass filter 124 corresponds to Ro, and the output signal of the second low-pass filter 126 corresponds to Rp. The first divider 132 has a function of dividing the output signal of the second low-pass filter 126 by the output signal of the first low-pass filter 124. Therefore, in a state where there is no body movement at the measurement site of the living body, the output signal of the first divider 132 corresponds to the constant m.

図１に示す第１のハイパスフィルタ１２８及び第２のハイパスフィルタ１３０は、ともに０．３Ｈｚ以上の周波数成分のみを透過する機能を有する。上述のように、生体の測定部位に体動がない状態では非脈波信号であるＲｏ（ｔ）及びＲｐ（ｔ）はいずれも体動信号を含まず、それぞれ定数であるＲｏとＲｐとで表すことができるため、第１のハイパスフィルタ１２８及び第２のハイパスフィルタ１３０により、第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）及び第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）から直流成分である非脈波信号Ｒｏ及びＲｐを取り除き、脈波信号Ｐｏ（ｔ）及びＰｐ（ｔ）のみを分離して検出することができる。 Both the first high-pass filter 128 and the second high-pass filter 130 shown in FIG. 1 have a function of transmitting only frequency components of 0.3 Hz or higher. As described above, Ro (t) and Rp (t), which are non-pulse wave signals, do not include a body motion signal in the state where there is no body motion in the measurement site of the living body, and are constant values Ro and Rp, respectively. Therefore, the first high-pass filter 128 and the second high-pass filter 130 can generate a direct current from the output signal So (t) of the first photosensor 120 and the output signal Sp (t) of the second photosensor 122. The non-pulse wave signals Ro and Rp, which are components, are removed, and only the pulse wave signals Po (t) and Pp (t) can be separated and detected.

なお、生体の測定部位に体動が存在する時は、上記の理由により第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）及び第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）の周波数域は脈波信号Ｐｏ（ｔ）及びＰｐ（ｔ）の周波数域（０．３〜３Ｈｚ）と重なるため、ハイパスフィルタでは脈波信号のみを分離して抽出することができない。 When body movement is present at the measurement site of the living body, the frequency ranges of the output signal So (t) of the first photosensor 120 and the output signal Sp (t) of the second photosensor 122 are as described above. Since it overlaps with the frequency range (0.3 to 3 Hz) of the pulse wave signals Po (t) and Pp (t), the high-pass filter cannot separate and extract the pulse wave signal.

このように、生体の測定部位に体動がない状態において、第１のハイパスフィルタ１２８の出力信号はＰｏ（ｔ）に相当し、第２のハイパスフィルタ１３０の出力信号はＰｐ（ｔ）に相当する。第２の割算器１３４は第２のハイパスフィルタ１３０の出力信号を第１のハイパスフィルタ１２８の出力信号で割る機能を有する。そこで、生体の測定部位に体動がない状態では、第２の割算器１３４の出力信号が定数ｎに相当する。 Thus, in a state where there is no body movement in the measurement site of the living body, the output signal of the first high-pass filter 128 corresponds to Po (t), and the output signal of the second high-pass filter 130 corresponds to Pp (t). To do. The second divider 134 has a function of dividing the output signal of the second high-pass filter 130 by the output signal of the first high-pass filter 128. Therefore, in a state where there is no body movement at the measurement site of the living body, the output signal of the second divider 134 corresponds to the constant n.

コンピュータ１４０は、第１の割算器１３２の出力信号に基づき、可変利得増幅器１３６の増幅率を１／ｍに設定する。このとき、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ（ｔ）は（数８）のように示される。 The computer 140 sets the amplification factor of the variable gain amplifier 136 to 1 / m based on the output signal of the first divider 132. At this time, the output signal S (t) of the differential amplifier 138 is expressed as (Equation 8).

（数８）に（数１）〜（数４）を代入すると（数９）のように示される。 Substituting (Equation 1) to (Equation 4) into (Equation 8) gives the result as (Equation 9).

（数９）に示したように、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ（ｔ）には脈波信号のみが含まれることがわかる。 As shown in (Equation 9), it can be seen that the output signal S (t) of the differential amplifier 138 includes only the pulse wave signal.

次に、本実施の形態に係る脈波計測装置１００を用いた脈波計測手順について説明する。まず、被検者が測定部位となる指１５８を脈波計測装置１００の装着リング１０４に挿入する。 Next, a pulse wave measurement procedure using the pulse wave measurement device 100 according to the present embodiment will be described. First, the subject inserts a finger 158 to be a measurement site into the mounting ring 104 of the pulse wave measuring device 100.

次に、被検者が測定部位となる指１５８を動かさないで保持した状態で、測定開始スイッチ１０６を押す。測定開始スイッチ１０６が押されると、上記の動作が行われることにより、コンピュータ１４０は第１の割算器１３２の出力信号に基づき、可変利得増幅器１３６の増幅率を１／ｍに設定する。 Next, the measurement start switch 106 is pushed while the subject holds the finger 158 that is the measurement site without moving. When the measurement start switch 106 is pressed, the above operation is performed, so that the computer 140 sets the gain of the variable gain amplifier 136 to 1 / m based on the output signal of the first divider 132.

可変利得増幅器１３６の増幅率の設定が完了すると、測定準備完了表示ランプ１０８が点灯する。これにより、被検者は測定準備か完了したことを知ることができる。測定準備完了表示ランプ１０８の点灯後、被検者は測定部位の動きがあり得る通常の活動に戻り、脈波計測装置１００による脈波計測が行われる。計測結果は、ディスプレイ１４６に表示される。 When the setting of the gain of the variable gain amplifier 136 is completed, the measurement preparation completion display lamp 108 is turned on. Thus, the subject can know that the measurement preparation has been completed. After the measurement preparation completion display lamp 108 is turned on, the subject returns to a normal activity that may cause movement of the measurement site, and the pulse wave measurement device 100 performs pulse wave measurement. The measurement result is displayed on the display 146.

（数９）からわかるように、ｍ＝ｎの場合以外は、本発明に係る脈波計測装置及び脈波計測方法を用いて脈波信号を測定することができる。ここで、図１〜３に示す脈波計測装置１００のうち、装着リング１０４及び測定準備完了表示ランプ１０８以外の構成を備え、照射光出射孔１４２と反射光入射孔１４４との間隔が９ｍｍに設定された脈波計測装置を試作した。試作した脈波計測装置の照射光出射孔１４２と反射光入射孔１４４とを人の左手の人差し指の第１関節と第２関節との間に押し当て、指の動きのない状態で上記の方法により定数ｍ及びｎを測定したところ、ｍ＝３．３、ｎ＝２．４であった。 As can be seen from (Equation 9), except for the case of m = n, the pulse wave signal can be measured using the pulse wave measuring device and the pulse wave measuring method according to the present invention. Here, the pulse wave measuring device 100 shown in FIGS. 1 to 3 has a configuration other than the mounting ring 104 and the measurement preparation completion display lamp 108, and the interval between the irradiation light emitting hole 142 and the reflected light incident hole 144 is 9 mm. The set pulse wave measuring device was made as a prototype. The above-described method is performed in such a manner that the irradiation light exit hole 142 and the reflected light incident hole 144 of the prototype pulse wave measuring device are pressed between the first joint and the second joint of the index finger of the left hand of the person and there is no movement of the finger. As a result, the constants m and n were measured, and m = 3.3 and n = 2.4.

生体は光学的に等方ではなく偏光二色性を示す。即ち、偏光方向によって、屈折率や吸収率が異なる。この結果、照射光の偏光方向によって、反射光の強度や偏光方向が変化する。生体の偏光二色性は一様ではなく、部位によっても異なる。また、生体に加えられる圧力によっても異なる。そのため、照射光の照射位置の変化や装着リングと測定部位との接触度合いによって反射光の偏光特性が変化するので、脈波信号を抽出するための定数ｍ及びｎが変化する。従って、脈波計測装置１００の装置リング１０４を装着する毎に定数ｍ及びｎを再設定することが好ましい。 A living body is not optically isotropic and exhibits dichroism. That is, the refractive index and the absorptance differ depending on the polarization direction. As a result, the intensity of the reflected light and the polarization direction change depending on the polarization direction of the irradiation light. Bipolar dichroism of a living body is not uniform and varies depending on the part. It also varies depending on the pressure applied to the living body. Therefore, since the polarization characteristics of the reflected light change depending on the change in the irradiation position of the irradiation light and the degree of contact between the mounting ring and the measurement site, the constants m and n for extracting the pulse wave signal change. Therefore, it is preferable to reset the constants m and n every time the device ring 104 of the pulse wave measuring device 100 is attached.

以上のように本実施の形態に係る脈波計測装置１００によると、１つの光源１１２のみを用い、コンピュータ１４０が第１の割算器１３２の出力信号に基づき可変利得増幅器１３６の増幅率を制御することにより、差動増幅器１３８において非脈波信号が低減され、差動増幅器１３８の出力信号から脈波信号を高精度に計測することができる。 As described above, according to the pulse wave measuring apparatus 100 according to the present embodiment, only one light source 112 is used, and the computer 140 controls the amplification factor of the variable gain amplifier 136 based on the output signal of the first divider 132. Thus, the non-pulse wave signal is reduced in the differential amplifier 138, and the pulse wave signal can be measured with high accuracy from the output signal of the differential amplifier 138.

また、本実施の形態に係る脈波計測装置１００によると、反射光入射孔１４４により偏光ビームスプリッタ１１８の受光角が制限され層内拡散反射光のみを検出しているため、検出される信号に含まれる体動信号の割合が低減されてＳＮ比を向上させることができる。 Further, according to the pulse wave measuring apparatus 100 according to the present embodiment, the light reception angle of the polarization beam splitter 118 is limited by the reflected light incident hole 144 and only the diffuse reflection light within the layer is detected. The ratio of the included body motion signal is reduced, and the SN ratio can be improved.

（実施の形態２）
次に、本発明の実施の形態２に係る脈波計測装置について、図５を用いて説明する。図５は、本実施の形態に係る脈波計測装置５００における装置本体５０２内部の構成を示すブロック図である。 (Embodiment 2)
Next, a pulse wave measuring apparatus according to Embodiment 2 of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 5 is a block diagram showing an internal configuration of apparatus main body 502 in pulse wave measuring apparatus 500 according to the present embodiment.

本実施の形態に係る脈波計測装置５００は、装置本体５０２内部に偏光子駆動部５１６を備えている点で、実施の形態１に係る脈波計測装置１００と異なる。その他の構成については実施の形態１と同様であるので説明を省略する。 The pulse wave measuring apparatus 500 according to the present embodiment is different from the pulse wave measuring apparatus 100 according to the first embodiment in that a polarizer driving unit 516 is provided inside the apparatus main body 502. Since other configurations are the same as those of the first embodiment, description thereof is omitted.

偏光子駆動部５１６は、コンピュータ５４０からの制御信号に基づき、照射光の光軸（図５におけるｚ方向）に垂直な面内において、偏光子１１４及び光源１１２を右または左に回転させることにより偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを設定する機能を有する。ここで、コンピュータ５４０は、本発明における増幅率制御部、演算部及び駆動制御部に相当する。 Based on a control signal from the computer 540, the polarizer driving unit 516 rotates the polarizer 114 and the light source 112 to the right or left in a plane perpendicular to the optical axis of irradiation light (z direction in FIG. 5). It has a function of setting the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112. Here, the computer 540 corresponds to an amplification factor control unit, a calculation unit, and a drive control unit in the present invention.

次に、偏光子駆動部５１６による偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θの設定動作について、図６を用いて説明する。図６は、偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θと、定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値との関係を示すグラフである。図６において、横軸は偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを示し、縦軸は定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値を示す。Θ＝０°の時に、照射光５５０の偏光方向がｙ方向となる。 Next, the setting operation of the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 by the polarizer driving unit 516 will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a graph showing the relationship between the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 and the value of the ratio n / m between the constants n and m. In FIG. 6, the horizontal axis indicates the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112, and the vertical axis indicates the value of the ratio n / m between the constants n and m. When Θ = 0 °, the polarization direction of the irradiation light 550 is the y direction.

生体は光学的に等方ではなく偏光二色性を示す。即ち、偏光方向によって、屈折率や吸収率が異なる。この結果、照射光の偏光方向によって、反射光の強度や偏光方向が変化する。生体の偏光二色性は一様ではなく、部位によっても異なる。また、生体に加えられる圧力によっても変化する。指に対する装着リングの装着位置や装着方向により照射光の照射位置及び装着リングと測定部位との接触度合いが変化することに伴い反射光の偏光特性が変化するので、脈波信号を抽出するための定数ｍ及びｎが変化する。 A living body is not optically isotropic and exhibits dichroism. That is, the refractive index and the absorptance differ depending on the polarization direction. As a result, the intensity of the reflected light and the polarization direction change depending on the polarization direction of the irradiation light. Bipolar dichroism of a living body is not uniform and varies depending on the part. It also changes depending on the pressure applied to the living body. The polarization characteristics of the reflected light change as the irradiation position of the mounting ring and the contact position between the mounting ring and the measurement site change depending on the mounting position and mounting direction of the mounting ring with respect to the finger. The constants m and n change.

図６に示すように、指に対する装着リングの装着位置が図２おける第１の位置１６０であるとき、偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを掃引すると定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値は実線に示すように正弦波の二乗の形状で変化し、黒丸の点において最小値を示す。同様に、指に対する装着リングの装着位置が図２おける第２の位置１６２であるときは、偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを掃引することにより定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値は一点鎖線に沿って変化し、黒四角の点において最小値を示す。また、指に対する装着リングの装着位置が図２おける第３の位置１６４であるときは、偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを掃引することにより定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値は破線に沿って変化し、黒三角の点において最小値を示す。 As shown in FIG. 6, when the mounting position of the mounting ring with respect to the finger is the first position 160 in FIG. 2, when the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 is swept, the ratio n / m of constants n and m As shown by the solid line, the value of changes in a square shape of a sine wave, and shows a minimum value at a black dot. Similarly, when the mounting position of the mounting ring with respect to the finger is the second position 162 in FIG. 2, the ratio n / m of the constants n and m is determined by sweeping the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112. The value varies along the alternate long and short dash line, and shows the minimum value at the black square point. Further, when the mounting position of the mounting ring with respect to the finger is the third position 164 in FIG. 2, the value of the ratio n / m of the constants n and m is obtained by sweeping the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112. Changes along the broken line and shows the minimum value at the point of the black triangle.

（数８）が示すように、定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値が小さい程、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ（ｔ）中の脈波信号が大きくなるのでＳＮ比が向上する。従って、定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値が最小値を示す位置に、コンピュータ５４０からの制御信号に基づき偏光子駆動部５１６が偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを設定することにより、ＳＮ比を向上させることができる。 As shown in (Expression 8), the smaller the value of the ratio n / m between the constants n and m, the larger the pulse wave signal in the output signal S (t) of the differential amplifier 138, so the SN ratio improves. . Accordingly, the polarizer driving unit 516 sets the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 based on the control signal from the computer 540 at the position where the value of the ratio n / m between the constants n and m shows the minimum value. Thus, the SN ratio can be improved.

次に、本実施の形態に係る脈波計測装置５００を用いた脈波計測手順について説明する。まず、被検者が測定部位となる指を脈波計測装置５００の装着リング１０４に挿入する。 Next, a pulse wave measurement procedure using pulse wave measurement apparatus 500 according to the present embodiment will be described. First, the subject inserts a finger as a measurement site into the mounting ring 104 of the pulse wave measuring device 500.

次に、被検者が測定部位となる指を動かさないように保持した状態で、測定開始スイッチ１０６を押す。測定開始スイッチ１０６が押されると、コンピュータ５４０が偏光子駆動部５１６を制御することにより偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを掃引させる。同時に、コンピュータ５４０は、第２の割算器１３４の出力信号と第１の割算器１３２の出力信号とに基づいて定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値を算出し、ｎ／ｍが最小値を示すときの回転角度Θｍｉｎを見出す。 Next, the measurement start switch 106 is pressed in a state where the subject holds the finger serving as the measurement site so as not to move. When the measurement start switch 106 is pressed, the computer 540 controls the polarizer driving unit 516 to sweep the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112. At the same time, the computer 540 calculates the value of the ratio n / m between the constants n and m based on the output signal of the second divider 134 and the output signal of the first divider 132, and n / m Finds the rotation angle Θmin when is the minimum value.

次に、コンピュータ５４０は、偏光子駆動部５１６を制御して偏光子１１４及び光源１１２の回転角度をΘｍｉｎに設定すると伴に、可変利得増幅器１３６の増幅率を１／ｍに設定する。偏光子１１４及び光源１１２の回転角度並びに可変利得増幅器１３６の増幅率の設定が完了すると、測定準備完了表示ランプ１０８が点灯する。これにより、被検者は測定準備か完了したことを知ることができる。 Next, the computer 540 controls the polarizer driving unit 516 to set the rotation angle of the polarizer 114 and the light source 112 to Θmin, and sets the gain of the variable gain amplifier 136 to 1 / m. When the setting of the rotation angle of the polarizer 114 and the light source 112 and the amplification factor of the variable gain amplifier 136 are completed, the measurement ready display lamp 108 is turned on. Thus, the subject can know that the measurement preparation has been completed.

測定準備完了表示ランプ１０８の点灯後、被検者は測定部位の動きがあり得る通常の活動に戻り、脈波計測装置５００による脈波計測が行われる。計測結果は、ディスプレイ１４６に表示される。 After the measurement preparation completion display lamp 108 is turned on, the subject returns to normal activity in which the measurement site may move, and the pulse wave measurement device 500 performs pulse wave measurement. The measurement result is displayed on the display 146.

図５に示すように、定数ｍ及びｎ、並びに定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値が最小値を示すときの偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θｍｉｎは、装置リング１０４の装着位置によって異なるので、装置リング１０４を装着する毎に偏光子１１４及び光源１１２の回転角度並びに可変利得増幅器１３６の増幅率を設定することが好ましい。 As shown in FIG. 5, the rotation angle Θmin of the polarizer 114 and the light source 112 when the values of the constants m and n and the ratio n / m between the constants n and m show the minimum values is the mounting position of the device ring 104. Therefore, it is preferable to set the rotation angle of the polarizer 114 and the light source 112 and the gain of the variable gain amplifier 136 each time the device ring 104 is mounted.

以上のように本実施の形態に係る脈波計測装置５００によると、実施の形態１に係る脈波計測装置１００と同様の効果が得られる。また、定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値が最小値を示す位置に、コンピュータ５４０からの制御信号に基づき偏光子駆動部５１６が偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを設定することにより、ＳＮ比を向上させることができる。 As described above, according to pulse wave measuring apparatus 500 according to the present embodiment, the same effect as pulse wave measuring apparatus 100 according to the first embodiment can be obtained. In addition, the polarizer driving unit 516 sets the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 based on the control signal from the computer 540 at a position where the value of the ratio n / m between the constants n and m shows the minimum value. Thus, the SN ratio can be improved.

（実施の形態３）
次に、本発明の実施の形態３に係る脈波計測装置について、図７及び８を用いて説明する。図７は本実施の形態に係る脈波計測装置７００の側面図、図８は脈波計測装置７００の正面図である。 (Embodiment 3)
Next, a pulse wave measuring apparatus according to Embodiment 3 of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 7 is a side view of the pulse wave measuring apparatus 700 according to the present embodiment, and FIG. 8 is a front view of the pulse wave measuring apparatus 700.

本実施の形態に係る脈波計測装置７００は、装着リング１０４に警告ランプ７１０を備えている点で、実施の形態２に係る脈波計測装置５００と異なる。その他の構成については実施の形態２と同様であるので説明を省略する。ここで、警告ランプ７１０は本発明における警告出力部に相当する。 The pulse wave measuring apparatus 700 according to the present embodiment is different from the pulse wave measuring apparatus 500 according to the second embodiment in that the mounting ring 104 includes a warning lamp 710. Since other configurations are the same as those of the second embodiment, description thereof is omitted. Here, the warning lamp 710 corresponds to a warning output unit in the present invention.

本実施の形態に係る脈波計測装置７００のコンピュータ５４０は、内部のメモリに定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値についての閾値を記憶している。コンピュータ５４０が偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを掃引しながら定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値を算出し、ｎ／ｍが最小値を示すときの回転角度Θｍｉｎを検出した後、コンピュータ５４０はメモリに記憶された閾値を読み出し、閾値とｎ／ｍの最小値とを比較する。比較の結果、ｎ／ｍの最小値が閾値を超えている場合には、コンピュータ５４０は警告ランプ７１０に指令を送り警告ランプ７１０を点灯させる。ここで閾値は、０．８以下に設定されていることが好ましい。 The computer 540 of the pulse wave measuring apparatus 700 according to the present embodiment stores a threshold for the value of the ratio n / m between the constants n and m in an internal memory. After the computer 540 calculates the ratio n / m of the constants n and m while sweeping the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 and detects the rotation angle Θmin when n / m shows the minimum value The computer 540 reads the threshold value stored in the memory and compares the threshold value with the minimum value of n / m. As a result of the comparison, if the minimum value of n / m exceeds the threshold value, the computer 540 sends a command to the warning lamp 710 to turn on the warning lamp 710. Here, the threshold is preferably set to 0.8 or less.

第２の割算器の出力信号と第１の割算器の出力信号との比の値が大きいほど差動増幅器の出力信号が小さくなるため、ＳＮ比が低くなる。警告ランプ７１０の点灯により、被検者は、第２の割算器の出力信号と第１の割算器の出力信号との比の値が閾値を超えており、測定部位が不適切であるため測定部位の変更が必要であることを知ることができる。 The larger the value of the ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider, the smaller the output signal of the differential amplifier, so the SN ratio becomes lower. As the warning lamp 710 is turned on, the subject has an unsuitable measurement site because the value of the ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider exceeds the threshold value. Therefore, it can be known that the measurement site needs to be changed.

警告ランプ７１０が点灯すると、被検者は、指に対する装着リング１０４の位置を変更した後、再度測定開始スイッチ１０６を押す。コンピュータ５４０が、ｎ／ｍの最小値が閾値以下であると判断すると、測定準備完了表示ランプ１０８が点灯する。これにより、被検者は測定準備が完了したことを知ることができる。 When the warning lamp 710 is turned on, the subject changes the position of the mounting ring 104 with respect to the finger and then presses the measurement start switch 106 again. When the computer 540 determines that the minimum value of n / m is equal to or less than the threshold value, the measurement preparation completion display lamp 108 is turned on. Thereby, the subject can know that the measurement preparation is completed.

以上のように本実施の形態に係る脈波計測装置７００によると、実施の形態１及び２に係る脈波計測装置１００、５００と同様の効果が得られる。また、被検者は測定部位が不適切であることを知ることができるので、ＳＮ比の低下を防止することができる。 As described above, according to pulse wave measuring apparatus 700 according to the present embodiment, the same effects as those of pulse wave measuring apparatuses 100 and 500 according to Embodiments 1 and 2 are obtained. In addition, since the subject can know that the measurement site is inappropriate, the SN ratio can be prevented from decreasing.

なお、実施の形態１〜３においては、第２の光センサ１２２と差動増幅器１３８との間に可変利得増幅器１３６を配置する例について示したが、本発明はこれに限定されない。可変利得増幅器を、第２の光センサ１２２と差動増幅器１３８との間ではなく、第１の光センサ１２０と差動増幅器１３８との間に配置してもよい。この場合、コンピュータ１４０、５４０は、第１の割算器１３２の出力信号に基づき、可変利得増幅器の増幅率をｍに設定すればよい。このとき、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ’（ｔ）は（数１０）のように示される。 In the first to third embodiments, the example in which the variable gain amplifier 136 is disposed between the second optical sensor 122 and the differential amplifier 138 has been described. However, the present invention is not limited to this. The variable gain amplifier may be arranged between the first photosensor 120 and the differential amplifier 138 instead of between the second photosensor 122 and the differential amplifier 138. In this case, the computers 140 and 540 may set the gain of the variable gain amplifier to m based on the output signal of the first divider 132. At this time, the output signal S ′ (t) of the differential amplifier 138 is expressed as (Equation 10).

（数１０）に（数１）〜（数４）を代入すると（数１１）のように示される。 Substituting (Equation 1) to (Equation 4) into (Equation 10) gives the result as (Equation 11).

（数１１）に示したように、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ’（ｔ）には脈波信号のみが含まれることがわかる。 As shown in (Equation 11), it can be seen that the output signal S ′ (t) of the differential amplifier 138 includes only the pulse wave signal.

（実施の形態４）
次に、本発明の実施の形態４に係る脈波計測装置について、図９を用いて説明する。図９は、本実施の形態に係る脈波計測装置９００における装置本体９０２内部の構成を示すブロック図である。なお、実施の形態１に係る脈波計測装置１００と同様の機能を有する構成については同じ符号を付して説明を省略する。 (Embodiment 4)
Next, a pulse wave measuring apparatus according to Embodiment 4 of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a block diagram showing an internal configuration of apparatus main body 902 in pulse wave measuring apparatus 900 according to the present embodiment. In addition, about the structure which has the function similar to the pulse wave measuring device 100 which concerns on Embodiment 1, the same code | symbol is attached | subjected and description is abbreviate | omitted.

図９に示すように、装置本体９０２内部には、光源１１２、第１の偏光子９１４、光変調器９６０、信号発生器９６２、第２の偏光子９６４、光センサ９６６、デマルチプレクサ９６８、第３のローパスフィルタ９７０、第４のローパスフィルタ９７２、第１のローパスフィルタ１２４、第２のローパスフィルタ１２６、第１のハイパスフィルタ１２８、第２のハイパスフィルタ１３０、第１の割算器１３２、第２の割算器１３４、可変利得増幅器１３６、差動増幅器１３８、コンピュータ９４０、照射光出射孔１４２、反射光入射孔１４４、及び表示部であるディスプレイ１４６を備えている。ここで、コンピュータ９４０は、本発明における増幅率制御部、演算部及び信号発生器制御部に相当する。 As shown in FIG. 9, the apparatus main body 902 includes a light source 112, a first polarizer 914, an optical modulator 960, a signal generator 962, a second polarizer 964, an optical sensor 966, a demultiplexer 968, 3 low-pass filter 970, fourth low-pass filter 972, first low-pass filter 124, second low-pass filter 126, first high-pass filter 128, second high-pass filter 130, first divider 132, first 2 divider 134, variable gain amplifier 136, differential amplifier 138, computer 940, irradiation light exit hole 142, reflected light incident hole 144, and display 146 which is a display unit. Here, the computer 940 corresponds to an amplification factor control unit, a calculation unit, and a signal generator control unit in the present invention.

光変調器９６０は、光源１１２から出射され第１の偏光子９１４を透過した光の偏光方向を変調する機能を有する。本実施の形態に係る脈波計測装置９００の場合、偏光方向をｘ方向とｙ方向との間で３．３ＫＨｚの変調周波数において切り替えることにより変調照射光９７４を生成している。ここで、信号発生器９６２は、コンピュータ９４０からの制御信号に基づき、光変調器９６０とデマルチプレクサ９６８とに変調信号を供給する。 The light modulator 960 has a function of modulating the polarization direction of light emitted from the light source 112 and transmitted through the first polarizer 914. In the case of pulse wave measuring apparatus 900 according to the present embodiment, modulated irradiation light 974 is generated by switching the polarization direction between the x direction and the y direction at a modulation frequency of 3.3 KHz. Here, the signal generator 962 supplies a modulation signal to the optical modulator 960 and the demultiplexer 968 based on the control signal from the computer 940.

生体１５２に照射された変調照射光９７４の一部は、生体組織中を拡散しながら伝搬し、生体１５２から反射光となって出射する。生体１５２からの反射光は、第２の偏光子９６４に入射する。第２の偏光子９６４は、偏光方向がｙ方向の成分を透過するように配置されている。第２の偏光子９６４を透過した光は光センサ９６６に入射する。 A part of the modulated irradiation light 974 irradiated to the living body 152 propagates while diffusing in the living tissue, and is emitted from the living body 152 as reflected light. The reflected light from the living body 152 enters the second polarizer 964. The second polarizer 964 is arranged so that the polarization direction transmits the component in the y direction. The light transmitted through the second polarizer 964 enters the optical sensor 966.

変調照射光９７４の偏光方向がｘ方向の時には光センサ９６６に入射する光は変調照射光９７４と直交する偏光方向を有することになるため、光センサ９６６の出力信号は実施の形態１に係る脈波計測装置１００における第１の光センサ１２０の出力信号Ｓｏ（ｔ）に相当する。一方、変調照射光９７４の偏光方向がｙ方向の時には光センサ９６６に入射する光は変調照射光９７４と同一の偏光方向を有することになるため、実施の形態１に係る脈波計測装置１００における第２の光センサ１２２の出力信号Ｓｐ（ｔ）に相当する。即ち、光センサ９６６は、光変調器９６０の変調信号と同期して、Ｓｐ（ｔ）またはＳｏ（ｔ）に相当する信号を交互に出力する。 Since the light incident on the optical sensor 966 has a polarization direction orthogonal to the modulated irradiation light 974 when the polarization direction of the modulated irradiation light 974 is the x direction, the output signal of the optical sensor 966 is the pulse according to the first embodiment. This corresponds to the output signal So (t) of the first optical sensor 120 in the wave measuring device 100. On the other hand, when the polarization direction of the modulated irradiation light 974 is the y direction, the light incident on the optical sensor 966 has the same polarization direction as that of the modulated irradiation light 974. Therefore, in the pulse wave measuring apparatus 100 according to Embodiment 1. This corresponds to the output signal Sp (t) of the second photosensor 122. That is, the optical sensor 966 alternately outputs signals corresponding to Sp (t) or So (t) in synchronization with the modulation signal of the optical modulator 960.

光センサ９６６の出力信号はデマルチプレクサ９６８に入力される。デマルチプレクサ９６８は、光センサ９６６の出力信号を、信号発生器９６２からの変調信号と同期して、変調照射光９７４の偏光方向がｘ方向の時には第３のローパスフィルタ９７０へ、変調照射光９７４の偏光方向がｙ方向の時に第４のローパスフィルタ９７２へと切り替えて出力する。 An output signal of the optical sensor 966 is input to the demultiplexer 968. The demultiplexer 968 synchronizes the output signal of the optical sensor 966 with the modulation signal from the signal generator 962, and sends the modulated irradiation light 974 to the third low-pass filter 970 when the polarization direction of the modulation irradiation light 974 is in the x direction. Is switched to the fourth low-pass filter 972 and output.

第３のローパスフィルタ９７０及び第４のローパスフィルタ９７２は、変調周波数である３．３ＫＨｚよりも低い周波数を有する信号のみを透過し、変調周波数以上の周波数を有する信号は遮断する。従って、第３のローパスフィルタ９７０の出力信号はＳｏ（ｔ）に、第４のローパスフィルタ９７２の出力信号はＳｐ（ｔ）に相当する。 The third low-pass filter 970 and the fourth low-pass filter 972 transmit only signals having a frequency lower than the modulation frequency of 3.3 KHz, and block signals having a frequency equal to or higher than the modulation frequency. Therefore, the output signal of the third low-pass filter 970 corresponds to So (t), and the output signal of the fourth low-pass filter 972 corresponds to Sp (t).

可変利得増幅器１３６の増幅率の設定方法については実施の形態１に係る脈波計測装置１００と同様であるため説明を省略する。 The method for setting the amplification factor of the variable gain amplifier 136 is the same as that of the pulse wave measuring apparatus 100 according to the first embodiment, and thus the description thereof is omitted.

以上のように本実施の形態に係る脈波計測装置９００によると、実施の形態１に係る脈波計測装置１００と同様の効果が得られる。 As described above, according to pulse wave measurement apparatus 900 according to the present embodiment, the same effect as pulse wave measurement apparatus 100 according to Embodiment 1 can be obtained.

（実施の形態５）
次に、本発明の実施の形態５に係る脈波計測装置について、図１０及び１１を用いて説明する。図１０は、本実施の形態に係る脈波計測装置９８０における装置本体９８２内部の構成を示すブロック図であり、図１１は、脈波計測装置９８０から出射される変調照射光９８４の偏光方向を示す模式図である。なお、実施の形態４に係る脈波計測装置９００と同様の機能を有する構成については同じ符号を付して説明を省略する。 (Embodiment 5)
Next, a pulse wave measuring apparatus according to Embodiment 5 of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 10 is a block diagram showing an internal configuration of the apparatus main body 982 in the pulse wave measuring apparatus 980 according to the present embodiment, and FIG. 11 shows the polarization direction of the modulated irradiation light 984 emitted from the pulse wave measuring apparatus 980. It is a schematic diagram shown. In addition, the same code | symbol is attached | subjected about the structure which has the function similar to the pulse-wave measuring apparatus 900 which concerns on Embodiment 4, and description is abbreviate | omitted.

本実施の形態に係る脈波計測装置９８０におけるコンピュータ９８６は、信号発生器９８８を介して光変調器９６０を制御することにより、変調照射光９８４の偏光方向を、図１１に示すように、ｘ方向から反時計回りに角度θ回転した第１の偏光方向とｙ方向から反時計回りに角度θ回転した第２の偏光方向との間で交互に切り替えるように設定する。 The computer 986 in the pulse wave measuring apparatus 980 according to the present embodiment controls the light modulator 960 via the signal generator 988, thereby changing the polarization direction of the modulated irradiation light 984 as shown in FIG. The first polarization direction rotated counterclockwise from the direction by an angle θ and the second polarization direction rotated counterclockwise from the y direction by an angle θ are set to be switched alternately.

変調照射光９８４の偏光方向の回転角度θを掃引することにより、実施の形態２において偏光子駆動部５１６が偏光子１１４及び光源１１２の回転角度Θを掃引した場合と同様に、定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値を変化させることができる。実施の形態２と同様に、コンピュータ９８６は、生体における測定部位の動きがない状態で、ｎ／ｍが最小値を示すときの変調照射光９８４の偏光方向の回転角度θｍｉｎを求める。コンピュータ９８６が、信号発生器９８８を介して光変調器９６０を制御して、変調照射光９８４の偏光方向の回転角度をθｍｉｎに設定することにより、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ（ｔ）中の脈波信号を最大にすることができるため、ＳＮ比が最大となる。 By sweeping the rotation angle θ in the polarization direction of the modulated irradiation light 984, as in the case where the polarizer drive unit 516 sweeps the rotation angle Θ of the polarizer 114 and the light source 112 in the second embodiment, the constants n and m The ratio n / m can be changed. Similar to the second embodiment, the computer 986 obtains the rotation angle θmin in the polarization direction of the modulated irradiation light 984 when n / m indicates the minimum value in a state where there is no movement of the measurement site in the living body. The computer 986 controls the optical modulator 960 via the signal generator 988 to set the rotation angle of the polarization direction of the modulated irradiation light 984 to θmin, so that the output signal S (t) of the differential amplifier 138 is output. Since the pulse wave signal can be maximized, the S / N ratio is maximized.

以上のように本実施の形態に係る脈波計測装置９８０によると、実施の形態１に係る脈波計測装置１００と同様の効果が得られる。また、変調照射光９８４の偏光方向の回転角度θを掃引する際に機械的動作が不要なため、短時間に変調照射光９８４の偏光方向の回転角度を決定することができる。これによって、被検者が測定部位の動きの無い状態を維持している時間を短縮することができる。 As described above, according to pulse wave measuring apparatus 980 according to the present embodiment, the same effect as pulse wave measuring apparatus 100 according to the first embodiment can be obtained. Further, since the mechanical operation is not required when sweeping the rotation angle θ in the polarization direction of the modulated irradiation light 984, the rotation angle in the polarization direction of the modulation irradiation light 984 can be determined in a short time. As a result, it is possible to shorten the time during which the subject maintains the state where the measurement site does not move.

なお、実施の形態４及び５においては、第４のローパスフィルタ９７２と差動増幅器１３８との間に可変利得増幅器１３６を配置する例について示したが、本発明はこれに限定されない。可変利得増幅器を、第４のローパスフィルタ９７２と差動増幅器１３８との間ではなく、第３のローパスフィルタ９７０と差動増幅器１３８との間に配置してもよい。この場合、コンピュータ９４０、９８６は、第１の割算器１３２の出力信号に基づき、可変利得増幅器の増幅率をｍに設定すればよい。このとき、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ’（ｔ）は上述のように（数１１）で示されるため、差動増幅器１３８の出力信号Ｓ’（ｔ）には脈波信号のみが含まれる。 In the fourth and fifth embodiments, the example in which the variable gain amplifier 136 is disposed between the fourth low-pass filter 972 and the differential amplifier 138 has been described, but the present invention is not limited to this. A variable gain amplifier may be disposed between the third low-pass filter 970 and the differential amplifier 138 instead of between the fourth low-pass filter 972 and the differential amplifier 138. In this case, the computers 940 and 986 may set the gain of the variable gain amplifier to m based on the output signal of the first divider 132. At this time, since the output signal S ′ (t) of the differential amplifier 138 is expressed by (Equation 11) as described above, the output signal S ′ (t) of the differential amplifier 138 includes only the pulse wave signal. .

本発明によれば、被検者が通常の日常生活を過ごしている状態でも高精度に脈波計測を行うことができるため、脈波に基づいた健康管理や家電機器の制御に利用することができる。 According to the present invention, since the pulse wave can be measured with high accuracy even in a state in which the subject spends normal daily life, it can be used for health management based on the pulse wave and control of home appliances. it can.

本発明の一実施の形態に係る脈波計測装置の側面図The side view of the pulse wave measuring device concerning one embodiment of the present invention 同脈波計測装置の正面図Front view of the pulse wave measurement device 同脈波計測装置における装置本体内部の構成を示すブロック図Block diagram showing the internal configuration of the main body of the pulse wave measuring device 同脈波計測装置における第１の光センサ、第２の光センサ、及び差動増幅器の出力信号の例を模式的に示すグラフThe graph which shows typically the example of the output signal of the 1st optical sensor in the same pulse wave measuring device, the 2nd optical sensor, and a differential amplifier 本発明の他の実施の形態に係る脈波計測装置における装置本体内部の構成を示すブロック図The block diagram which shows the structure inside the apparatus main body in the pulse wave measuring device which concerns on other embodiment of this invention. 同脈波計測装置における偏光子及び光源の回転角度Θと、定数ｎとｍとの比ｎ／ｍの値との関係を示すグラフThe graph which shows the relationship between the rotation angle (theta) of the polarizer and light source in the same pulse wave measuring device, and the value of ratio n / m of constant n and m 本発明のさらに他の実施の形態に係る脈波計測装置の側面図Side view of a pulse wave measuring device according to still another embodiment of the present invention. 同脈波計測装置の正面図Front view of the pulse wave measurement device 本発明のさらに他の実施の形態に係る脈波計測装置における装置本体内部の構成を示すブロック図The block diagram which shows the structure inside the apparatus main body in the pulse-wave measuring apparatus which concerns on other embodiment of this invention. 本発明のさらに他の実施の形態に係る脈波計測装置における装置本体内部の構成を示すブロック図The block diagram which shows the structure inside the apparatus main body in the pulse-wave measuring apparatus which concerns on other embodiment of this invention. 同脈波計測装置から出射される変調照射光の偏光方向を示す模式図Schematic diagram showing the polarization direction of modulated irradiation light emitted from the pulse wave measurement device

符号の説明Explanation of symbols

１００，５００，７００，９００，９８０脈波計測装置
１０２，５０２，９０２，９８２装置本体
１０４装着リング
１０６測定開始スイッチ
１０８測定準備完了表示ランプ
１１２光源
１１４偏光子
１１８偏光ビームスプリッタ
１２０第１の光センサ
１２２第２の光センサ
１２４第１のローパスフィルタ
１２６第２のローパスフィルタ
１２８第１のハイパスフィルタ
１３０第２のハイパスフィルタ
１３２第１の割算器
１３４第２の割算器
１３６可変利得増幅器
１３８差動増幅器
１４０，５４０，９４０，９８６コンピュータ
１４２照射光出射孔
１４４反射光入射孔
１４６ディスプレイ
１５０，５５０照射光
１５２生体
１５４第１の反射光
１５６第２の反射光
１５８指
１６０第１の位置
１６２第２の位置
１６４第３の位置
５１６偏光子駆動部
７１０警告ランプ
９１４第１の偏光子
９６０光変調器
９６２，９８８信号発生器
９６４第２の偏光子
９６６光センサ
９６８デマルチプレクサ
９７０第３のローパスフィルタ
９７２第４のローパスフィルタ
９７４，９８４変調照射光 100, 500, 700, 900, 980 Pulse wave measuring device 102, 502, 902, 982 Device main body 104 Wear ring 106 Measurement start switch 108 Measurement preparation completion display lamp 112 Light source 114 Polarizer 118 Polarizing beam splitter 120 First optical sensor 122 second optical sensor 124 first low-pass filter 126 second low-pass filter 128 first high-pass filter 130 second high-pass filter 132 first divider 134 second divider 136 variable gain amplifier 138 difference Dynamic amplifier 140, 540, 940, 986 Computer 142 Irradiation light exit hole 144 Reflected light incident hole 146 Display 150, 550 Irradiation light 152 Living body 154 First reflected light 156 Second reflected light 158 Finger 160 First position 162 First 2 position 164 Third position 516 Polarizer driver 710 Warning lamp 914 First polarizer 960 Optical modulator 962, 988 Signal generator 964 Second polarizer 966 Photosensor 968 Demultiplexer 970 Third low-pass filter 972 Fourth Low pass filter 974,984 modulated light

Claims

（Ａ）測定対象である生体の測定部位に動きがない状態で、前記測定部位に偏光である照射光を照射する工程、
（Ｂ）前記測定部位に動きがない状態で、前記工程Ａにおける前記照射光の照射に伴い前記測定部位において反射された反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向及び直交する偏光方向のうちいずれか一方の偏光方向である第１の偏光成分と、前記第１の偏光成分と直交する偏光方向である第２の偏光成分とを分離して検出する工程、
（Ｃ）前記工程Ｂにおいて検出された前記第１の偏光成分に対応する第１の信号及び前記第２の偏光成分に対応する第２の信号各々について、脈波信号と前記脈波信号を除く信号である非脈波信号とに分離する工程、
（Ｄ）前記第１の信号の脈波信号と前記第２の信号の脈波信号との比に関する脈波信号情報と、前記第１の信号の非脈波信号と前記第２の信号の非脈波信号との比に関する非脈波信号情報とを取得する工程、
（Ｅ）前記生体の前記測定部位に動きがあり得る状態で、前記測定部位に前記照射光を照射する工程、
（Ｆ）前記測定部位に動きがあり得る状態で、前記工程Ｅにおける前記照射光の照射に伴い前記測定部位において反射された反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向及び直交する偏光方向のうちいずれか一方の偏光方向である第３の偏光成分と、前記第３の偏光成分と直交する偏光方向である第４の偏光成分とを分離して検出する工程、並びに
（Ｇ）前記工程Ｄにおいて取得された前記脈波信号情報及び前記非脈波信号情報を用いて、前記工程Ｆにおいて検出された前記第３の偏光成分に対応する第３の信号と前記第４の偏光成分に対応する第４の信号とを演算することにより、前記測定部位に動きがあり得る状態における前記生体の脈波信号を抽出する工程を含む脈波計測方法。 (A) a step of irradiating the measurement site with irradiation light that is polarized in a state where there is no movement in the measurement site of the living body that is the measurement target;
(B) Of the reflected light reflected at the measurement site with the irradiation of the irradiation light in the step A with no movement at the measurement site, the polarization direction is the same as that of the irradiation light and the orthogonal polarization direction. A step of separating and detecting a first polarization component that is one of the polarization directions and a second polarization component that is a polarization direction orthogonal to the first polarization component;
(C) For each of the first signal corresponding to the first polarization component and the second signal corresponding to the second polarization component detected in the step B, the pulse wave signal and the pulse wave signal are excluded. Separating the signal into a non-pulse wave signal,
(D) Pulse wave signal information related to a ratio between the pulse wave signal of the first signal and the pulse wave signal of the second signal, and non-pulse wave signals of the first signal and non-pulse signals of the second signal Obtaining non-pulse wave signal information relating to a ratio with a pulse wave signal;
(E) a step of irradiating the measurement site with the irradiation light in a state where the measurement site of the living body can be moved;
(F) Of the reflected light reflected at the measurement site in accordance with the irradiation of the irradiation light in the step E in a state where the measurement site can move, the same polarization direction as the irradiation light and a polarization direction orthogonal to the irradiation light A step of separating and detecting a third polarization component having one of the polarization directions and a fourth polarization component having a polarization direction orthogonal to the third polarization component; and (G) the step Using the pulse wave signal information and the non-pulse wave signal information acquired in D, corresponding to the third signal and the fourth polarization component corresponding to the third polarization component detected in the step F A pulse wave measurement method including a step of extracting a pulse wave signal of the living body in a state where the measurement site may move by calculating a fourth signal to be performed.

前記工程Ｂ及びＦにおいて、前記測定部位において反射された前記反射光のうち、前記測定部位における前記照射光の照射位置から前記生体内に入射し、前記照射位置から離れた位置において前記生体外に出射した反射光のみを検出する、請求項１記載の脈波計測方法。 In the steps B and F, out of the reflected light reflected at the measurement site, the light enters the living body from the irradiation position of the irradiation light at the measurement site, and goes outside the living body at a position away from the irradiation position. The pulse wave measuring method according to claim 1, wherein only the reflected light emitted is detected.

前記工程Ｄにおいて、前記脈波信号情報として前記第１の信号の脈波信号と前記第２の信号の脈波信号との比の値ｎと、前記非脈波信号情報として前記第１の信号の非脈波信号と前記第２の信号の非脈波信号との比の値ｍとを取得し、
前記工程Ｇにおいて、
前記第３の信号から前記第４の信号を１／ｍ倍した信号を差し引くこと、または
前記第３の信号をｍ倍した信号から前記第４の信号を差し引くことにより、前記生体の脈波信号を抽出する、請求項１または２に記載の脈波計測方法。 In the step D, a ratio value n of the pulse wave signal of the first signal and the pulse signal of the second signal is used as the pulse wave signal information, and the first signal is used as the non-pulse wave signal information. And a value m of the ratio of the non-pulse wave signal of the second signal to the non-pulse wave signal of the second signal,
In step G,
By subtracting a signal obtained by multiplying the third signal by 1 / m from the third signal, or subtracting the fourth signal from a signal obtained by multiplying the third signal by m, the pulse wave signal of the living body The pulse wave measurement method according to claim 1, wherein the pulse wave is extracted.

（Ｈ）偏光方向が互いに異なる複数の前記照射光を用いて前記工程ＡからＤを行い、各々の前記照射光について前記ｎと前記ｍとの比の値ｎ／ｍを演算する工程、及び
（Ｉ）工程Ｈにおける演算の結果を用いて、複数の前記照射光の中から、前記ｎ／ｍが最小値を示す前記照射光を抽出する工程をさらに含み、
前記工程Ｉにより抽出された前記照射光を用いて、前記工程ＥからＧを行う、請求項３に記載の脈波計測方法。 (H) performing steps A to D using a plurality of irradiation lights having different polarization directions, and calculating a ratio value n / m of the n and the m for each of the irradiation lights; I) further including the step of extracting the irradiation light having the minimum value of n / m from a plurality of the irradiation lights using the calculation result in the step H;
The pulse wave measuring method according to claim 3, wherein the steps E to G are performed using the irradiation light extracted in the step I.

請求項３または４に記載の脈波計測方法に用いる脈波計測装置であって、
前記測定部位に照射する前記照射光を発する光源、
前記照射光の偏光方向を制限する偏光子、
前記測定部位において反射された前記反射光のうち、前記照射光と同一の偏光方向の成分と前記照射光と直交する偏光方向の成分とを分離する偏光ビームスプリッタ、
前記照射光と同一の偏光方向の成分及び直交する偏光方向の成分のうちいずれか一方の偏光方向の成分を検出する第１の光センサ、
前記第１の光センサが検出する偏光方向の成分と直交する偏光方向の成分を検出する第２の光センサ、
前記第１の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第１のローパスフィルタ、
前記第２の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第２のローパスフィルタ、
前記第１の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第１のハイパスフィルタ、
前記第２の光センサの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第２のハイパスフィルタ、
前記第２のローパスフィルタの出力信号を前記第１のローパスフィルタの出力信号で割る第１の割算器、
前記第２のハイパスフィルタの出力信号を前記第１のハイパスフィルタの出力信号で割る第２の割算器、
前記第１の光センサ及び前記第２の光センサのうちいずれか一方の出力信号を増幅する可変利得増幅器、
前記第１の光センサ及び前記第２の光センサのうち他方の出力信号と前記可変利得増幅器の出力信号との差を増幅する差動増幅器、並びに
前記第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御する増幅率制御部を備える脈波計測装置。 A pulse wave measuring device used in the pulse wave measuring method according to claim 3 or 4,
A light source that emits the irradiation light that irradiates the measurement site;
A polarizer for limiting the polarization direction of the irradiation light;
Of the reflected light reflected at the measurement site, a polarization beam splitter that separates a component in the same polarization direction as the irradiation light and a component in the polarization direction orthogonal to the irradiation light,
A first optical sensor for detecting a component in one polarization direction among a component in the same polarization direction as the irradiation light and a component in a polarization direction orthogonal to the irradiation light;
A second optical sensor for detecting a component in the polarization direction orthogonal to the component in the polarization direction detected by the first optical sensor;
A first low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the first photosensor;
A second low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the second photosensor;
A first high-pass filter that transmits a frequency component included in a frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the first photosensor;
A second high-pass filter that transmits a frequency component included in the frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the second photosensor;
A first divider for dividing the output signal of the second low-pass filter by the output signal of the first low-pass filter;
A second divider for dividing the output signal of the second high-pass filter by the output signal of the first high-pass filter;
A variable gain amplifier that amplifies an output signal of one of the first photosensor and the second photosensor;
A differential amplifier for amplifying a difference between an output signal of the other of the first optical sensor and the second optical sensor and an output signal of the variable gain amplifier; and an output signal of the first divider. A pulse wave measuring device comprising an amplification factor control unit for controlling the amplification factor of the variable gain amplifier.

前記偏光子を回転させる偏光子駆動部、
前記第２の割算器の出力信号と前記第１の割算器の出力信号との比の値を演算する演算部、及び
前記値が最小となるように前記偏光子駆動部を制御する駆動制御部をさらに備える、請求項５に記載の脈波計測装置。 A polarizer driver for rotating the polarizer;
An arithmetic unit that calculates a value of a ratio between an output signal of the second divider and an output signal of the first divider; and a drive that controls the polarizer driving unit so that the value is minimized. The pulse wave measurement device according to claim 5, further comprising a control unit.

請求項３または４に記載の脈波計測方法に用いる脈波計測装置であって、
前記測定部位に照射する前記照射光を発する光源、
前記照射光の偏光方向を制限する第１の偏光子、
前記第１の偏光子を透過した前記照射光の偏光方向を変調する光変調器、
前記照射光の偏光方向が互いに直交する２方向に交互に切り替わるように前記光変調器を動作させる変調信号であって、前記脈波信号の周波数帯域よりも高い周波数の変調信号を前記光変調器に対して供給する信号発生器、
前記測定部位において反射された前記反射光の偏光方向を制限する第２の偏光子、
前記第２の偏光子を透過した前記反射光を検出する光センサ、
前記光センサの出力信号を、前記変調信号と同相成分と逆相成分とに分離するデマルチプレクサ、
前記デマルチプレクサから出力された前記同相成分及び前記逆相成分のうちいずれか一方の成分に対応する信号から、前記変調信号よりも低い周波数成分のみを透過する第３のローパスフィルタ、
前記デマルチプレクサから出力された前記同相成分及び前記逆相成分のうち他方の成分に対応する信号から、前記変調信号よりも低い周波数成分のみを透過する第４のローパスフィルタ、
前記第３のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第１のローパスフィルタ、
前記第４のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分のみを透過する第２のローパスフィルタ、
前記第３のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第１のハイパスフィルタ、
前記第４のローパスフィルタの出力信号から、前記脈波信号の周波数帯域に含まれる周波数成分を透過し、かつ前記脈波信号の周波数帯域よりも低い周波数成分を遮断する第２のハイパスフィルタ、
前記第２のローパスフィルタの出力信号を前記第１のローパスフィルタの出力信号で割る第１の割算器、
前記第２のハイパスフィルタの出力信号を前記第１のハイパスフィルタの出力信号で割る第２の割算器、
前記第３のローパスフィルタ及び前記第４のローパスフィルタのうちいずれか一方の出力信号を増幅する可変利得増幅器、
前記第３のローパスフィルタ及び前記第４のローパスフィルタのうち他方の出力信号と前記可変利得増幅器の出力信号との差を増幅する差動増幅器、並びに
前記第１の割算器の出力信号に基づき前記可変利得増幅器の増幅率を制御する増幅率制御部を備える脈波計測装置。 A pulse wave measuring device used in the pulse wave measuring method according to claim 3 or 4,
A light source that emits the irradiation light that irradiates the measurement site;
A first polarizer for limiting a polarization direction of the irradiation light;
An optical modulator that modulates a polarization direction of the irradiation light transmitted through the first polarizer;
A modulation signal for operating the optical modulator such that the polarization direction of the irradiation light is alternately switched in two directions orthogonal to each other, and a modulation signal having a frequency higher than the frequency band of the pulse wave signal is transmitted to the optical modulator. A signal generator,
A second polarizer that limits the polarization direction of the reflected light reflected at the measurement site;
An optical sensor for detecting the reflected light transmitted through the second polarizer;
A demultiplexer that separates an output signal of the optical sensor into an in-phase component and an anti-phase component of the modulation signal;
A third low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the modulation signal from a signal corresponding to one of the in-phase component and the anti-phase component output from the demultiplexer;
A fourth low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the modulation signal from a signal corresponding to the other component of the in-phase component and the anti-phase component output from the demultiplexer;
A first low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the third low-pass filter;
A second low-pass filter that transmits only a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the fourth low-pass filter;
A first high-pass filter that transmits a frequency component included in a frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from an output signal of the third low-pass filter;
A second high-pass filter that transmits a frequency component included in the frequency band of the pulse wave signal and blocks a frequency component lower than the frequency band of the pulse wave signal from the output signal of the fourth low-pass filter;
A first divider for dividing the output signal of the second low-pass filter by the output signal of the first low-pass filter;
A second divider for dividing the output signal of the second high-pass filter by the output signal of the first high-pass filter;
A variable gain amplifier that amplifies an output signal of any one of the third low-pass filter and the fourth low-pass filter;
A differential amplifier that amplifies a difference between the output signal of the other of the third low-pass filter and the fourth low-pass filter and the output signal of the variable gain amplifier; and an output signal of the first divider A pulse wave measuring device comprising an amplification factor control unit for controlling the amplification factor of the variable gain amplifier.

前記第２の割算器の出力信号と前記第１の割算器の出力信号との比の値を演算する演算部、及び
前記値が最小となるように前記信号発生器を制御する信号発生器制御部をさらに備える、請求項７に記載の脈波計測装置。 A calculation unit for calculating a value of a ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider; and a signal generator for controlling the signal generator so that the value is minimized. The pulse wave measuring device according to claim 7, further comprising a device control unit.

前記第２の割算器の出力信号と前記第１の割算器の出力信号との比の値を演算する演算部、及び
前記値が閾値を超える場合に警告を出力する警告出力部をさらに備える、請求項５または７に記載の脈波計測装置。 A calculation unit that calculates a value of a ratio between the output signal of the second divider and the output signal of the first divider, and a warning output unit that outputs a warning when the value exceeds a threshold value The pulse wave measuring device according to claim 5 or 7 provided.