JP7317448B2 - Biological information detector - Google Patents
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Description
本発明は、生体情報検出装置に関する。 The present invention relates to a biological information detection device.
近年、非侵襲的に生体情報を検出する装置の開発が行われている。例えば、特許文献１には、外耳道を介して脈波を検出する生体情報検出装置が記載されている。
2. Description of the Related Art In recent years, devices for detecting biological information noninvasively have been developed. For example,
具体的には、特許文献１に記載の生体情報検出装置では、検体の外耳道の開口部にイヤホン形状の筐体部を挿入することにより外耳道をほぼ閉鎖された空洞とし、外耳道の血管の脈波によって当該空洞内を伝播する圧力情報を電気信号として検出する。
Specifically, in the biological information detection device described in
しかしながら、脈波の周波数は数Ｈｚ程度であるため、声や楽曲等の音声に含まれる低周波成分との分離が困難である。そのため、特許文献１に記載された生体情報検出装置では、声や楽曲等の音声を提供しながら、脈波等の生体情報を検出することはできない。また、特許文献１に記載された生体情報検出装置では体温を検出することはできない。
また、脈波の周波数が数Ｈｚ程度であり、且つ、微弱であるため、直流に近い周波数で高い増幅率を有する増幅器が必要となる。しかし、そのような増幅器を実現するためには、大きなコイル及びコンデンサが必要となる。また、低周波増幅回路の段間結合にコンデンサを利用できないため、増幅器の電圧オフセット対策が必要となり、回路が大きく且つ複雑になりやすい。
However, since the pulse wave has a frequency of about several Hz, it is difficult to separate it from low-frequency components contained in sounds such as voices and music. Therefore, the biological information detecting device described in
In addition, since the pulse wave has a frequency of several Hz and is weak, an amplifier having a high amplification factor at a frequency close to direct current is required. However, implementing such an amplifier requires large coils and capacitors. In addition, since a capacitor cannot be used for coupling between stages of the low-frequency amplifier circuit, it is necessary to take measures against voltage offset of the amplifier, which tends to make the circuit large and complicated.
本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、本発明の目的は、音声を提供しながら生体情報を検出することができる生体情報検出装置を提供することである。 SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide a biometric information detection apparatus capable of detecting biometric information while providing voice.
本発明の第１の態様に係る生体情報検出装置は、所定の周波数を有する交流信号を生成する信号生成部と、イヤホンのインピーダンスを含んで構成される回路であって、前記信号生成部によって生成された前記交流信号が入力され、前記イヤホンの前記インピーダンスと前記回路の他の素子との間の電圧であって、前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧成分を含む電圧を出力するアナログ回路と、前記アナログ回路から出力された前記電圧に基づいて、生体情報を算出する生体情報算出部と、を備える。 A biological information detection device according to a first aspect of the present invention is a circuit including a signal generation unit that generates an AC signal having a predetermined frequency, and an impedance of an earphone, wherein the signal generation unit generates an analog signal that receives the AC signal from the earphone and outputs a voltage that is a voltage between the impedance of the earphone and another element of the circuit and that includes a voltage component corresponding to the amount of change in the impedance of the earphone and a biometric information calculator that calculates biometric information based on the voltage output from the analog circuit.
本発明の第１の態様に係る生体情報検出装置によれば、所定の周波数を有する交流信号を、イヤホンのインピーダンスを含んで構成されるアナログ回路に入力することにより、アナログ回路がイヤホンのインピーダンスの変化量に相当する電圧成分を含む電圧を出力する。これにより、イヤホンを装着している人体の脈波や体温などの生体信号に起因するインピーダンス変化量に基づいて生体情報を算出することができる。そのため、本発明の第１の態様に係る生体情報検出装置は、音声を提供しながら生体情報を検出することができる。
また、脈波の周波数は数Ｈｚ程度であり、且つ、微弱であるが、直流に近い周波数で高い増幅率を有する増幅器を用いなくても、イヤホンを装着している人体の生体信号に起因するインピーダンス変化量を検出することができる。そのため、そのような増幅器を実現するために、大きなコイル及びコンデンサを必要としない。そのため、回路を小さく且つ簡易な構成にすることができる。
According to the biological information detection device according to the first aspect of the present invention, by inputting an AC signal having a predetermined frequency to an analog circuit including the impedance of the earphone, the analog circuit is configured to match the impedance of the earphone. A voltage containing a voltage component corresponding to the amount of change is output. Thereby, biometric information can be calculated based on the amount of impedance change caused by biosignals such as pulse waves and body temperature of the human body wearing the earphone. Therefore, the biological information detecting device according to the first aspect of the present invention can detect biological information while providing sound.
In addition, although the frequency of the pulse wave is about several Hz and it is weak, even without using an amplifier having a high amplification factor at a frequency close to direct current, it is caused by the biological signals of the human body wearing the earphone. Impedance variation can be detected. As such, large coils and capacitors are not required to implement such an amplifier. Therefore, the circuit can be made small and simple.
また、前記所定の周波数は、２０ｋＨｚ以上の周波数であることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the predetermined frequency is a frequency of 20 kHz or higher.
人にとって２０ｋＨｚ以上の周波数を有する超音波は聞こえにくいため、イヤホンの音声を提供するという機能を損なわずに、生体情報を検出することができる。 Since it is difficult for humans to hear ultrasonic waves having a frequency of 20 kHz or more, biometric information can be detected without impairing the function of providing sound through earphones.
また、前記所定の周波数を中心周波数とする、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ；Ｂａｎｄ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）を備え、前記バンドパスフィルタに、前記アナログ回路から出力された電圧が入力されることが好ましい。 Moreover, it is preferable that a band pass filter (BPF) having the predetermined frequency as a center frequency is provided, and the voltage output from the analog circuit is input to the band pass filter.
バンドパスフィルタによって、前記イヤホンの前記インピーダンスと前記アナログ回路の他の素子との間の電圧に含まれる前記所定の周波数以外の周波数成分である雑音を除去することができる。 A bandpass filter can remove noise, which is a frequency component other than the predetermined frequency, contained in the voltage between the impedance of the earphone and other elements of the analog circuit.
また、前記アナログ回路は、前記イヤホンの前記インピーダンスと直列に接続される固定インピーダンスを用いて構成されることが好ましい。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。 Moreover, it is preferable that the analog circuit is configured using a fixed impedance connected in series with the impedance of the earphone. A fixed impedance is a circuit composed of a combination of a fixed resistor, a fixed inductor, and a fixed capacitor.
これにより、簡易な構成によってアナログ回路を構成することができる。 Thereby, an analog circuit can be configured with a simple configuration.
また、前記アナログ回路は、ブリッジ回路であり、前記ブリッジ回路は、第１のインピーダンス、第２のインピーダンス、第３のインピーダンス、第４のインピーダンスを備え、前記第１のインピーダンスは前記イヤホンの前記インピーダンスであり、前記第２のインピーダンス、前記第３のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスは固定インピーダンスであり、前記信号生成部から前記交流信号の半値が前記第１のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間に入力され、前記交流信号の位相を反転させた反転信号の半値が前記第２のインピーダンスと前記第３のインピーダンスとの間に入力され、前記ブリッジ回路は、前記第１のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスと前記第２のインピーダンス及び前記第３のインピーダンスとの間の電圧であって、前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧を出力することが好ましい。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。 Also, the analog circuit is a bridge circuit, the bridge circuit has a first impedance, a second impedance, a third impedance, and a fourth impedance, and the first impedance is the impedance of the earphone. and the second impedance, the third impedance, and the fourth impedance are fixed impedances, and the half value of the AC signal from the signal generating section is the difference between the first impedance and the fourth impedance. A half value of an inverted signal obtained by inverting the phase of the AC signal is input between the second impedance and the third impedance, and the bridge circuit is configured to input between the first impedance and the third impedance. 4, the second impedance and the third impedance, and preferably corresponding to the amount of change in the impedance of the earphone. A fixed impedance is a circuit composed of a combination of a fixed resistor, a fixed inductor, and a fixed capacitor.
アナログ回路がブリッジ回路であることにより、アナログ回路は、生体信号に起因するインピーダンス変化量に相当する電圧を出力するため、より精度良く、生体情報を検出することが可能になる。 Since the analog circuit is a bridge circuit, the analog circuit outputs a voltage corresponding to the amount of impedance change caused by the biosignal, so biometric information can be detected with higher accuracy.
また、前記アナログ回路は、ブリッジ回路であり、前記ブリッジ回路は、第１のインピーダンス、第２のインピーダンス、第３のインピーダンス、第４のインピーダンスを備え、前記第１のインピーダンスは前記イヤホンの前記インピーダンスであり、前記第２のインピーダンス、前記第３のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスは固定インピーダンスであり、前記信号生成部から前記交流信号が前記第２のインピーダンスと前記第３のインピーダンスとの間に入力され、前記第１のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間は接地されており、前記ブリッジ回路は、前記第２のインピーダンス及び前記第３のインピーダンスと前記第１のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスとの間の電圧を出力し、前記第２のインピーダンスと前記第１のインピーダンスとの間の入力電圧と、前記第３のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間の入力電圧との差分である前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧を出力する差動増幅器を更に備える、ことが好ましい。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。 Also, the analog circuit is a bridge circuit, the bridge circuit has a first impedance, a second impedance, a third impedance, and a fourth impedance, and the first impedance is the impedance of the earphone. wherein the second impedance, the third impedance, and the fourth impedance are fixed impedances, and the alternating current signal from the signal generator is applied between the second impedance and the third impedance and the first impedance and the fourth impedance are grounded, and the bridge circuit comprises the second impedance, the third impedance, the first impedance and the fourth impedance. is the difference between the input voltage between the second impedance and the first impedance and the input voltage between the third impedance and the fourth impedance It is preferable to further include a differential amplifier that outputs a voltage corresponding to the amount of change in impedance of a certain earphone. A fixed impedance is a circuit composed of a combination of a fixed resistor, a fixed inductor, and a fixed capacitor.
アナログ回路がブリッジ回路であることにより、差動増幅器は、アナログ回路の出力電圧に基づいて、生体信号に起因するインピーダンス変化量に相当する電圧を出力するため、より精度良く、生体情報を検出することが可能になる。
また、信号生成部から交流信号が第２のインピーダンスと第３のインピーダンスとの間に入力され、第１のインピーダンスと第４のインピーダンスとの間は接地されているため、信号生成部から１つの交流信号がブリッジ回路に入力される。そのため、交流信号の半値と交流信号の位相を反転させた反転信号の半値との２つの交流信号をブリッジ回路に入力する場合に比べて、当該２つの交流信号の位相差が正確に１８０度となるように位相を合わせる調整が不要となり、より容易に、精度良く、生体情報を検出することが可能になる。
Since the analog circuit is a bridge circuit, the differential amplifier outputs a voltage corresponding to the amount of impedance change caused by the biosignal based on the output voltage of the analog circuit, so biometric information can be detected with higher accuracy. becomes possible.
In addition, since the AC signal is input between the second impedance and the third impedance from the signal generator, and the ground between the first impedance and the fourth impedance is grounded, one signal is generated from the signal generator. An alternating signal is input to the bridge circuit. Therefore, the phase difference between the two AC signals is precisely 180 degrees compared to the case where two AC signals, ie, the half value of the AC signal and the half value of the inverted signal obtained by inverting the phase of the AC signal, are input to the bridge circuit. This eliminates the need for adjustment to match the phase so that the biological information can be detected more easily and accurately.
また、前記第１のインピーダンスは、抵抗値Ｒ＿１の抵抗とインダクタンス値Ｌ＿１のインダクタンスとの直列回路で構成され、前記第２のインピーダンスは抵抗値Ｒ＿２を持つ抵抗で構成され、前記第３のインピーダンスは抵抗値Ｒ＿３を持つ抵抗と容量Ｃ＿３のコンデンサとの並列回路で構成されることが好ましい。 The first impedance is a series circuit of a resistor having a resistance value R_1 and an inductance having an inductance value L_1, the second impedance is a resistor having a resistance value R_2, and the third impedance is It is preferably configured by a parallel circuit of a resistor having a resistance value of R_3 and a capacitor having a capacitance of C_3.
これにより、生体情報検出装置において、高価でサイズが大きい追加イヤホンやインダクタ部品を用いずに、安価で小型の容量部品を用いるだけでアナログ回路を構成できる。 As a result, in the biometric information detection device, an analog circuit can be configured only by using inexpensive and small capacitive components without using expensive and large additional earphones or inductor components.
さらに、αを正の実数としたとき、Ｒ＿１＝α＊Ｒ＿４、Ｒ＿２＝α＊Ｒ＿３、Ｃ＿３＝Ｌ＿１／（α＊Ｒ＿３＊Ｒ＿４）を満たすことが好ましい。 Furthermore, when α is a positive real number, it is preferable to satisfy R_1=α*R_4, R_2=α*R_3, and C_3=L_1/(α*R_3*R_4).
これにより、当該アナログ回路において、検出感度が高い平衡状態を実現することができる。 As a result, a balanced state with high detection sensitivity can be achieved in the analog circuit.
また、前記アナログ回路は、ブリッジ回路であり、前記ブリッジ回路は、第１のインピーダンス、第２のインピーダンス、第３のインピーダンス、第４のインピーダンスを備え、前記第１のインピーダンスは前記イヤホンの前記インピーダンスであり、前記第２のインピーダンス、前記第３のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスは固定インピーダンスであり、前記信号生成部から前記交流信号が前記第２のインピーダンスと前記第３のインピーダンスとの間に入力され、前記第１のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとは接地されており、音声再生機から前記イヤホンに入力される音声信号が前記第２のインピーダンスと前記第１のインピーダンスとの間に入力されるとともに、前記第３のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間に入力され、前記ブリッジ回路は、前記第２のインピーダンス及び前記第３のインピーダンスと前記第１のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスとの間の電圧を出力し、前記第２のインピーダンスと前記第１のインピーダンスとの間の入力電圧と、前記第３のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間の入力電圧との差分である前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧を出力する差動増幅器を更に備えることが好ましい。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。 Also, the analog circuit is a bridge circuit, the bridge circuit has a first impedance, a second impedance, a third impedance, and a fourth impedance, and the first impedance is the impedance of the earphone. wherein the second impedance, the third impedance, and the fourth impedance are fixed impedances, and the alternating current signal from the signal generator is applied between the second impedance and the third impedance The first impedance and the fourth impedance are grounded, and an audio signal input from an audio player to the earphone is input between the second impedance and the first impedance. and input between the third impedance and the fourth impedance, the bridge circuit connecting the second impedance and the third impedance and the first impedance and the fourth impedance is the difference between the input voltage between the second impedance and the first impedance and the input voltage between the third impedance and the fourth impedance It is preferable to further include a differential amplifier that outputs a voltage corresponding to the amount of change in impedance of the earphone. A fixed impedance is a circuit composed of a combination of a fixed resistor, a fixed inductor, and a fixed capacitor.
アナログ回路がブリッジ回路であることにより、アナログ回路は、生体信号に起因するインピーダンス変化量に相当する電圧を出力するため、より精度良く、生体情報を検出することが可能になる。
また、音声再生機からイヤホンに入力される音声信号が第２のインピーダンスと第１のインピーダンスとの間に入力されるとともに、第３のインピーダンスと第４のインピーダンスとの間に入力される。そのため、第２のインピーダンスと第１のインピーダンスとの間から差動増幅器に入力される入力電圧、及び、第３のインピーダンスと第４のインピーダンスとの間から差動増幅器に入力される入力電圧には、音声信号が加算される。そして、差動増幅器によって、第２のインピーダンスと第１のインピーダンスとの間の入力電圧と、第３のインピーダンスと第４のインピーダンスとの間の入力電圧との差分が取られると、第２のインピーダンスと第１のインピーダンスとの間の入力電圧に含まれる音声信号と、第３のインピーダンスと第４のインピーダンスとの間の入力電圧に含まれる音声信号とは互いに相殺される。そのため、差動増幅器の出力には、音声信号由来の電圧成分が含まれなくなるため、さらに精度よく、生体情報を検出することが可能になる。
さらに、音声信号に由来する電圧成分を除去するために、音声再生機とアナログ回路との間に、上記所定の周波数を遮断周波数とし、当該遮断周波数より高い周波数を透過させるハイパスフィルタ等を用いずに済む。そのため、当該ハイパスフィルタを用いることによる、イヤホンに出力される音声信号の音質の劣化の心配がない。
Since the analog circuit is a bridge circuit, the analog circuit outputs a voltage corresponding to the amount of impedance change caused by the biosignal, so biometric information can be detected with higher accuracy.
Also, an audio signal input from the audio player to the earphone is input between the second impedance and the first impedance, and input between the third impedance and the fourth impedance. Therefore, the input voltage input to the differential amplifier from between the second impedance and the first impedance and the input voltage input to the differential amplifier from between the third impedance and the fourth impedance are , the audio signal is added. Then, when the differential amplifier takes the difference between the input voltage between the second impedance and the first impedance and the input voltage between the third impedance and the fourth impedance, the second The audio signal contained in the input voltage between the impedance and the first impedance and the audio signal contained in the input voltage between the third impedance and the fourth impedance cancel each other. Therefore, the output of the differential amplifier does not contain the voltage component originating from the audio signal, so that the biological information can be detected with higher accuracy.
Furthermore, in order to remove the voltage component derived from the audio signal, no high-pass filter or the like is used between the audio reproducer and the analog circuit, with the predetermined frequency as the cutoff frequency, and for transmitting frequencies higher than the cutoff frequency. Done. Therefore, there is no concern that the sound quality of the audio signal output to the earphone will deteriorate due to the use of the high-pass filter.
また、前記第１のインピーダンスは、直列に接続された抵抗値Ｒ＿１の抵抗及びインダクタンス値Ｌ＿１のインダクタンスと抵抗値Ｒ＿１１の抵抗との並列回路で構成され、前記第２のインピーダンスは抵抗値Ｒ＿２を持つ抵抗で構成され、前記第３のインピーダンスは抵抗値Ｒ＿３を持つ抵抗と容量Ｃ＿３のコンデンサとの並列回路で構成され、前記第４のインピーダンスは抵抗値Ｒ＿４を持つ抵抗と抵抗値Ｒ＿１４を持つ抵抗と容量Ｃ＿４のコンデンサとの並列回路で構成されることが好ましい。 The first impedance is composed of a resistor with a resistance value R_1 connected in series, an inductance with an inductance value of L_1, and a resistor with a resistance value of R_11 in parallel, and the second impedance has a resistance value of R_2. The third impedance is a parallel circuit of a resistor having a resistance value R_3 and a capacitor having a capacitance C_3, and the fourth impedance is a resistor having a resistance value R_4 and a resistor having a resistance value R_14. It is preferably configured in a parallel circuit with a capacitor having a capacity of C_4.
これにより、生体情報検出装置において、高価でサイズが大きい追加イヤホンやインダクタ部品を用いずに、安価で小型の容量部品を用いるだけでアナログ回路を構成できる。 As a result, in the biometric information detection device, an analog circuit can be configured only by using inexpensive and small capacitive components without using expensive and large additional earphones or inductor components.
さらに、αを正の実数としたとき、Ｒ＿１＝α＊Ｒ＿４、Ｒ＿２＝α＊Ｒ＿３、Ｒ＿１１＝α＊Ｒ＿１４、Ｃ＿３＝Ｌ＿１／（α＊Ｒ＿３＊Ｒ＿４）、Ｃ＿４＝Ｌ＿１／（α＊Ｒ＿４＊Ｒ＿１４）を満たすことが好ましい。 Furthermore, when α is a positive real number, R_1=α*R_4, R_2=α*R_3, R_11=α*R_14, C_3=L_1/(α*R_3*R_4), C_4=L_1/(α*R_4* R_14) is preferably satisfied.
これにより、当該アナログ回路において、検出感度が高い平衡状態を実現することができる。 As a result, a balanced state with high detection sensitivity can be achieved in the analog circuit.
また、前記信号生成部によって生成された交流信号をローカル信号として、前記アナログ回路から出力された信号を直交復調することにより、同相成分と直交位相成分とを生成する直交復調器をさらに備え、前記生体情報算出部は、前記同相成分及び直交位相成分から振幅と位相とを算出し、前記振幅及び前記位相の少なくとも一方を用いて、生体情報を算出することが好ましい。 a quadrature demodulator configured to quadrature demodulate the signal output from the analog circuit using the AC signal generated by the signal generation unit as a local signal to generate an in-phase component and a quadrature phase component; It is preferable that the biological information calculation unit calculates an amplitude and a phase from the in-phase component and the quadrature-phase component, and calculates the biological information using at least one of the amplitude and the phase.
これにより、イヤホンのインピーダンス変化量に基づいて、生体情報を算出することができる。 Thereby, biometric information can be calculated based on the impedance change amount of the earphone.
また、前記生体情報算出部は、前記振幅及び前記位相から被検者の体動に由来する体動成分を除去する体動成分除去部をさらに備えることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the biological information calculation unit further includes a body motion component removal unit that removes a body motion component derived from body motion of the subject from the amplitude and the phase.
体動成分除去部によって、振幅及び位相から、被検者の体動成分を除去することができる。そのため、生体情報検出装置は、被検者が動いていても、微弱な生体信号を精度よく検出することができる。 The body motion component removal unit can remove the body motion component of the subject from the amplitude and phase. Therefore, the biological information detection apparatus can accurately detect weak biological signals even when the subject is moving.
また、前記アナログ回路から出力された信号の包絡線を検波する包絡線検波部と、前記包絡線検波部から出力される包絡線検波信号の直流成分を除去するコンデンサと、をさらに備え、前記生体情報算出部は、前記コンデンサから出力される、直流成分が除去された包絡線検波信号を用いて、生体情報を算出することが好ましい。 and an envelope detector for detecting an envelope of the signal output from the analog circuit, and a capacitor for removing a DC component of the envelope detection signal output from the envelope detector. It is preferable that the information calculation unit calculates the biological information using the envelope detection signal from which the DC component is removed, which is output from the capacitor.
コンデンサによって包絡線検波信号の直流成分が除去されるため、イヤホンの生体信号に起因するインピーダンス変化量を抽出して、生体情報を算出することができる。これにより、より精度良く生体情報を検出することができる。 Since the DC component of the envelope detection signal is removed by the capacitor, it is possible to extract the amount of impedance change caused by the biosignal of the earphone and calculate the biometric information. Thereby, biometric information can be detected more accurately.
また、前記アナログ回路から出力された信号の包絡線を検波する包絡線検波部と、前記包絡線検波部から出力される包絡線検波信号の直流成分を透過するローパスフィルタ（ＬＰＦ；Ｌｏｗ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）と、をさらに備え、前記生体情報算出部は、前記ローパスフィルタから出力される、前記包絡線検波信号の直流成分を用いて、生体情報を算出することが好ましい。 Further, an envelope detection unit for detecting the envelope of the signal output from the analog circuit, and a low pass filter (LPF) for transmitting a DC component of the envelope detection signal output from the envelope detection unit. And, it is preferable that the biological information calculation unit calculates the biological information using a DC component of the envelope detection signal output from the low-pass filter.
ローパスフィルタによって、包絡線検波信号の直流成分が抽出されるため、生体信号に起因する当該直流成分の変化に基づいて、生体情報を算出することができる。 Since the DC component of the envelope detection signal is extracted by the low-pass filter, biological information can be calculated based on the change in the DC component caused by the biological signal.
また、前記所定の周波数を遮断周波数とし、前記遮断周波数より高い周波数を透過させるハイパスフィルタ（ＨＰＦ；Ｈｉｇｈ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）を備え、前記ハイパスフィルタを介して音声信号が前記イヤホンに入力されることが好ましい。 Further, it is preferable that a high-pass filter (HPF) is provided which has the predetermined frequency as a cut-off frequency and transmits frequencies higher than the cut-off frequency, and an audio signal is input to the earphone via the high-pass filter. .
ハイパスフィルタによって、オーディオ機器等の音声再生機から出力された音声信号から、信号生成部によって生成される交流信号の所定の周波数以下の周波数成分に相当する当該音声信号の雑音部分が除去される。そのため、当該所定の周波数を有する交流信号をアナログ回路に入力することによって行われるイヤホンの生体信号に起因するインピーダンスの変化量の検出に、当該音声信号の当該周波数成分が干渉することを防ぐことができる。そのため、音声を提供しながら、さらに精度良く、生体情報を検出することができる。 The high-pass filter removes, from an audio signal output from an audio player such as an audio device, a noise portion of the audio signal corresponding to frequency components below a predetermined frequency of the AC signal generated by the signal generator. Therefore, it is possible to prevent the frequency component of the audio signal from interfering with the detection of the amount of change in impedance due to the biosignal of the earphone, which is performed by inputting the AC signal having the predetermined frequency into the analog circuit. can. Therefore, it is possible to detect biological information with higher accuracy while providing voice.
前記生体情報検出装置は、前記生体情報算出部によって算出された振幅及び位相の少なくとも一方に基づいて、被検者への前記イヤホンの着脱を検出することが好ましい。 It is preferable that the biological information detection device detects attachment/detachment of the earphone to the subject based on at least one of the amplitude and the phase calculated by the biological information calculation unit.
これにより、イヤホンに近接センサ等を内蔵しなくても、被検者へのイヤホンの着脱を検出することができる。そのため、生体情報検出装置は、低コスト、省スペース、省電力で被検者へのイヤホンの着脱を検出することができる。例えば、ワイヤレスイヤホン等、イヤホンにバッテリが内蔵されている場合に、近接センサによって被検者へのイヤホンの着脱を検出し、バッテリをＯＮ／ＯＦＦしているが、本生体情報検出装置では、近接センサを必要とせずに、バッテリのＯＮ／ＯＦＦを行うことが可能となる。 Accordingly, attachment/detachment of the earphone to the subject can be detected without incorporating a proximity sensor or the like in the earphone. Therefore, the biometric information detecting device can detect attachment/detachment of the earphone to the subject at low cost, space saving, and power saving. For example, when an earphone such as a wireless earphone has a built-in battery, a proximity sensor detects attachment/detachment of the earphone to the subject and turns the battery ON/OFF. It is possible to turn the battery ON/OFF without requiring a sensor.
本発明により、音声を提供しながら生体情報を検出することができる生体情報検出装置を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION By this invention, the biometric information detection apparatus which can detect biometric information while providing a sound can be provided.
本発明の実施の形態に係る生体情報検出装置は、イヤホンのインピーダンスの変動を測定することにより、イヤホンの装着者（被検者）の生体情報を検出する。イヤホンは、例えば、Ｔｈｅ Ｌｏｕｄｓｐｅａｋｅｒ Ｄｅｓｉｇｎ Ｃｏｏｋｂｏｏｋ ５ｔｈ Ｅｄｉｔｉｏｎ；Ｄｉｃｋａｓｏｎ， Ｖａｎｃｅ．， Ａｕｄｉｏ Ａｍａｔｅｕｒ Ｐｒｅｓｓ， １９９７．、［online］、インターネット（https://en.wikibooks.org/wiki/Engineering_Acoustics/Moving_Coil_Loudspeaker）の図９に記載されている等価回路によって構成されている。具体的には、イヤホンの等価回路は、電気系回路（Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、機構系回路（Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、音響系回路（Ａｃｏｕｓｔｉｃａｌ Ｃｉｒｃｕｉｔ）によって構成され、これらの電気系回路、機構系回路、音響系回路は相互に作用しあっている。 A biological information detecting device according to an embodiment of the present invention detects biological information of a wearer (examinee) of an earphone by measuring variations in impedance of the earphone. Earphones are described, for example, in The Loudspeaker Design Cookbook 5th Edition; Dickason, Vance. , Audio Amateur Press, 1997. , [online], Internet (https://en.wikibooks.org/wiki/Engineering_Acoustics/Moving_Coil_Loudspeaker), the equivalent circuit described in FIG. Specifically, the equivalent circuit of the earphone is composed of an electrical circuit, a mechanical circuit, and an acoustic circuit, and these electrical circuits, mechanical circuits, and acoustic circuits The circuits interact with each other.
そして、イヤホンが被検者の耳に装着されている際、耳管内の圧力が体内の脈動によって変化するため、イヤホンの音響系回路の音響インピーダンスが変化することにより、電気系回路のインピーダンスが変化する。そこで、本発明の実施の形態では、当該電気系回路に駆動信号電圧として所定の周波数を有する交流信号を入力し、当該電気系回路に発生する電流を測定することにより、当該電気系回路のインピーダンスの変化を検出する。 When the earphone is worn in the subject's ear, the pressure in the ear canal changes due to the pulsation in the body, so the acoustic impedance of the acoustic circuit of the earphone changes, resulting in a change in the impedance of the electrical circuit. do. Therefore, in the embodiment of the present invention, an AC signal having a predetermined frequency is input to the electrical system circuit as a drive signal voltage, and the current generated in the electrical system circuit is measured to determine the impedance of the electrical system circuit. to detect changes in
また、体温の変化によって、被検者の耳に装着されたイヤホン全体の温度が変化した場合、電気系回路のインピーダンスの抵抗値が変化する。そのため、本発明の実施の形態では、被検者の耳に装着されたイヤホンの電気系回路のインピーダンスの脈動による変動が平均化された時間変化を測定し、当該インピーダンスの時間変化を温度の時間変化に換算することによって、被検者の体温変化を検出する。以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
実施の形態１
Moreover, when the temperature of the whole earphones worn on the subject's ears changes due to a change in body temperature, the resistance value of the impedance of the electrical system circuit changes. Therefore, in the embodiment of the present invention, the change over time obtained by averaging the fluctuation due to the pulsation of the impedance of the electrical circuit of the earphone worn on the subject's ear is measured, and the change over time of the impedance is measured as the time of the temperature. A body temperature change of the subject is detected by converting it into a change. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
図１は、本発明の実施の形態１に係る生体情報検出装置１００の一例を示すブロック図である。また、図２は、本実施の形態１に係るアナログ回路１１０を簡略化して示す回路図である。本実施の形態１に係る生体情報検出装置１００は、図１に示すように、信号生成部１０１、ＤＡＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ａｎａｌｏｇ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）１０２、固定インピーダンス１０３、被検者の耳に装着されるイヤホンのインピーダンス１０４、増幅器１０５、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ；Ｂａｎｄ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）１０６、ＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）１０７、直交復調器１０８、生体情報算出部１０９等を備える。また、本実施の形態１に係る生体情報検出装置１００は、固定インピーダンス１０３とイヤホンのインピーダンス１０４とを含んで構成されるアナログ回路１１０を備えている。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。
FIG. 1 is a block diagram showing an example of a biological
信号生成部１０１は、イヤホンの電気系回路に入力される駆動信号電圧として、所定の周波数ｆｉを有する交流信号ｃｏｓ（２π×ｆｉ×ｔ）を生成する（ここで、ｔは時間（秒）である）。また、信号生成部１０１によって生成された当該交流信号は、ＤＡＣ１０２を介してアナログ回路１１０に入力される。
ここで、所定の周波数ｆｉは、２０ｋＨｚ以上の周波数であることが好ましい。所定の周波数ｆｉが２０ｋＨｚ以上の周波数である場合、当該所定の周波数を有する音は、一般的に、人にとって聞くことが難しい超音波であるため、イヤホンの音声を提供するという機能を損なわずに、生体情報を検出することができる。また、所定の周波数ｆｉは、４０ｋＨｚ以下であることが好ましい。後述するＡＤＣ１０７のサンプリング周波数は、当該所定の周波数ｆｉの２倍以上にしなければならないため、所定の周波数ｆｉが４０ｋＨｚを超える周波数である場合、所定の周波数ｆｉの２倍のサンプリング周波数を有するＡＤＣ１０７の実現が難しくなる。
The
Here, the predetermined frequency fi is preferably a frequency of 20 kHz or higher. When the predetermined frequency fi is a frequency of 20 kHz or higher, the sound having the predetermined frequency is generally an ultrasonic wave that is difficult for humans to hear. , biometric information can be detected. Moreover, the predetermined frequency fi is preferably 40 kHz or less. The sampling frequency of the
ＤＡＣ１０２は、信号生成部１０１によって生成された交流信号をＤＡ変換し、アナログ回路１１０に入力する。
The
アナログ回路１１０は、図２に示すように、イヤホンのインピーダンス１０４、当該インピーダンス１０４と直列に接続される固定インピーダンス１０３を備える。そして、信号生成部１０１によって生成され、ＤＡＣ１０２によってアナログ信号に変換された交流信号は、固定インピーダンス１０３を介してインピーダンス１０４に入力される。ここで、交流信号の電圧をｅｉとし、イヤホンのインピーダンス１０４のインピーダンスをＲ１とし、生体信号を検出したことによるインピーダンス１０４のインピーダンス変化量をΔｒとし、固定インピーダンス１０３のインピーダンスをＲ２とすると、イヤホンの入力端ｂ点の電圧ｅｄは、以下の（１）式で表される。
具体的には、まず、増幅器１０５がイヤホンの入力端ｂ点の電圧ｅｄを増幅し、増幅した電圧ｅｄをバンドパスフィルタ１０６に入力する。
Specifically, first, the
次いで、バンドパスフィルタ１０６は、所定の周波数ｆｉを中心周波数とし、電圧ｅｄから周波数ｆｉ以外の雑音を除去する。そして、バンドパスフィルタ１０６は、雑音が除去された、当該インピーダンス変化量Δｒを含むＲ１＋Δｒに比例する電圧成分をＡＤＣ１０７に入力する。
Next, the band-
ＡＤＣ１０７は、インピーダンス変化量Δｒを含むＲ１＋Δｒに比例する電圧成分をＡＤ変換し、直交復調器１０８に入力する。
The
直交復調器１０８は、ミキサ１０８Ａ、ローパスフィルタ（ＬＰＦ；Ｌｏｗ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）１０８Ｂ、９０度移相器１０８Ｃ、ミキサ１０８Ｄ、ローパスフィルタ１０８Ｅを備える。そして、直交復調器１０８は、信号生成部１０１によって生成された交流信号ｃｏｓ（２π×ｆｉ×ｔ）をローカル信号として、ＢＰＦ１０６から出力された信号Ｒ１＋Δｒに比例する電圧成分を直交復調することにより、同相成分Ｉと直交位相成分Ｑとを生成する。
The
具体的には、ミキサ１０８Ａは、信号生成部１０１によって生成された交流信号ｃｏｓ（２π×ｆｉ×ｔ）をＡＤＣ１０７から出力された信号に混合してローパスフィルタ１０８Ｂに入力する。ローパスフィルタ１０８Ｂは、ミキサ１０８Ａから出力された信号から高調波成分を除去し、同相成分Ｉを生成する。
また、９０度移相器１０８Ｃは、信号生成部１０１によって生成された交流信号ｃｏｓ（２π×ｆｉ×ｔ）の位相を９０度シフトし、ミキサ１０８Ｄに入力する。ミキサ１０８Ｄは、９０度移相器１０８Ｃによって９０度位相シフトされた交流信号ｓｉｎ（２π×ｆｉ×ｔ）をＡＤＣ１０７から出力された信号に混合してローパスフィルタ１０８Ｅに入力する。ローパスフィルタ１０８Ｅは、ミキサ１０８Ｄから出力された信号から高調波成分を除去し、直交位相成分Ｑを生成する。
Specifically,
Also, the 90-degree phase shifter 108C shifts the phase of the AC signal cos (2π×fixt) generated by the
生体情報算出部１０９は、直交復調器１０８によって生成された同相成分Ｉ及び直交位相成分Ｑから振幅Ａと位相θとを算出し、振幅Ａ及び位相θの少なくとも一方を用いて、生体情報を算出する。図３に、実施の形態１に係る生体情報算出部１０９の一例を示す。図３に示す例では、生体情報算出部１０９は、振幅算出部１０９Ａ、平均値算出部１０９Ｂ、温度算出部１０９Ｃ、位相算出部１０９Ｄ、検出フィルタ（Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｆｉｌｔｅｒ）１０９Ｅ、高速フーリエ変換部１０９Ｆ、ピーク周波数検出部１０９Ｇ、脈拍算出部１０９Ｈを備える。
The biological
そして、振幅算出部１０９Ａは、同相成分Ｉの２乗と直交位相成分Ｑの２乗とを加算したものの平方根を算出することにより振幅Ａを算出する。また、平均値算出部１０９Ｂは、振幅算出部１０９Ａによって算出された振幅Ａの比較的長周期（例えば、少なくとも数十秒以上、長い場合は数分）の平均値を算出する。そして、温度算出部１０９Ｃは、平均値算出部１０９Ｂによって算出された平均値から体温を算出する。具体的には、温度算出部１０９Ｃは、平均値算出部１０９Ｂによって算出された平均値を変数とする１次式を用いて、体温を算出する。なお、当該１次式の定数は、予め実験を行って求めておく。
Then, the
また、位相算出部１０９Ｄは、同相成分Ｉを直交位相成分Ｑで除算した値のアークタンジェントを算出することにより位相θを算出する。また、検出フィルタ１０９Ｅは、目的とする生体信号（図３に示す例では脈拍）が含まれる周波数を中心周波数とするバンドパスフィルタであり、位相算出部１０９Ｄによって算出された位相θから目的とする周波数（図３に示す例では脈拍の周波数）を強調する。また、高速フーリエ変換部１０９Ｆは、検出フィルタ１０９Ｅから出力された信号を高速フーリエ変換し、ピーク周波数検出部１０９Ｇに入力する。ピーク周波数検出部１０９Ｇは、高速フーリエ変換部１０９Ｆから入力された信号のうち、パワーが一番大きい周波数ｆｐを検出する。そして、脈拍算出部１０９Ｈは、ピーク周波数検出部１０９Ｇによって検出された周波数ｆｐ［Ｈｚ］に６０を乗算することにより、１分間の脈拍（脈波数）を算出する。
Also, the
図４に、実施の形態１に係る生体情報算出部１０９の他の例を示す。図４に示す例では、生体情報算出部１０９は、振幅算出部１０９Ａ、平均値算出部１０９Ｂ、温度算出部１０９Ｃ、位相算出部１０９Ｄ、検出フィルタ１０９Ｅ、シュミットトリガ１０９Ｉ、区間平均算出部１０９Ｊ、脈拍算出部１０９Ｋを備える。なお、図３と同じ構成については、その説明を省略する。
FIG. 4 shows another example of the
シュミットトリガ１０９Ｉは、検出フィルタ１０９Ｅから出力された信号を二値化する。次に、区間平均算出部１０９Ｊは、シュミットトリガ１０９Iによって二値化された信号の波形周期を所定の時間区間（例えば、数秒から１０秒程度の時間区間）において平均化して得られる平均値Ｔｉを算出する。脈拍算出部１０９Ｋは、区間平均算出部１０９Ｊによって算出された平均値Ｔｉ［秒］の逆数に６０を乗算することにより、１分間の脈拍（脈波数）を算出する。
The Schmitt trigger 109I binarizes the signal output from the
図５（Ａ）に、生体情報算出部１０９によって生成された振幅Ａの時間変化を示す波形の一例を示し、図５（Ｂ）に、生体情報算出部１０９によって生成された位相θの時間変化を示す波形の一例を示す。具体的には、図５の縦軸は振幅Ａ又は位相θを示し、横軸は時間（秒）を示している。また、図６（Ａ）に、生体情報算出部１０９によって生成された振幅Ａのスペクトルの一例を示し、図６（Ｂ）に、生体情報算出部１０９によって生成された位相θのスペクトルの一例を示す。また、図７（Ａ）に、生体情報算出部１０９の検出フィルタ１０９Ｅを透過した後の振幅Ａの時間変化を示す波形の一例を示し、図７（Ｂ）に、生体情報算出部１０９の検出フィルタ１０９Ｅを透過した後の位相θの時間変化を示す波形の一例を示す。具体的には、図７の縦軸は振幅Ａ又は位相θを示し、横軸は時間（秒）を示している。また、図８（Ａ）に、生体情報算出部１０９の検出フィルタ１０９Ｅを透過した後の振幅Ａのスペクトルの一例を示し、図８（Ｂ）に、生体情報算出部１０９の検出フィルタ１０９Ｅを透過した後の位相θのスペクトルの一例を示す。
FIG. 5(A) shows an example of a waveform representing the time change of the amplitude A generated by the biological
図５及び図６に示すように、生体情報算出部１０９によって生成された振幅Ａよりも位相θの方が脈波をより良く表していることが分かる。
また、図７及び図８に示すように、検出フィルタ１０９Ｅによって中心周波数以外の雑音が除去されることによって、位相θにおいて脈波がよりはっきりと表されており、高速フーリエ変換された後においてもピーク周波数を含む成分が明確に示されていることが分かる。
As shown in FIGS. 5 and 6, it can be seen that the phase θ represents the pulse wave better than the amplitude A generated by the
In addition, as shown in FIGS. 7 and 8, by removing noise other than the center frequency by the
以上に説明した、本実施の形態１に係る生体情報検出装置１００によれば、所定の周波数ｆｉを有する交流信号を、イヤホンのインピーダンス１０４を含んで構成されるアナログ回路１１０に入力することにより、アナログ回路１１０がイヤホンのインピーダンスの変化量に相当する電圧成分を含む電圧を出力する。これにより、イヤホンを装着している人体の脈波や体温などの生体信号に起因するインピーダンス変化量に基づいて生体情報を算出することができる。そのため、本発明の第１の態様に係る生体情報検出装置は、音声を提供しながら生体情報を検出することができる。
また、脈波の周波数は数Ｈｚ程度であり、且つ、微弱であるが、直流に近い周波数で高い増幅率を有する増幅器を用いなくても、イヤホンを装着している人体の生体信号に起因するインピーダンス変化量を検出することができる。そのため、そのような増幅器を実現するために、大きなコイル及びコンデンサを必要としない。そのため、回路を小さく且つ簡易な構成にすることができる。
According to the biological
In addition, although the frequency of the pulse wave is about several Hz and it is weak, even without using an amplifier having a high amplification factor at a frequency close to direct current, it is caused by the biological signals of the human body wearing the earphone. Impedance variation can be detected. As such, large coils and capacitors are not required to implement such an amplifier. Therefore, the circuit can be made small and simple.
また、所定の周波数ｆｉが２０ｋＨｚ以上の周波数であることにより、人にとって聞こえにくい２０ｋＨｚ以上の超音波がアナログ回路１１０を介してイヤホンの電気系回路に入力されることになり、イヤホンの音声を提供するという機能を損なわずに、生体情報を検出することができる。
また、所定の周波数ｆｉが４０ｋＨｚ以下であるため、所定の周波数ｆｉの２倍のサンプリング周波数を有するＡＤＣ１０７の実現が難しくなるのを防ぐことができる。
Further, since the predetermined frequency fi is a frequency of 20 kHz or higher, an ultrasonic wave of 20 kHz or higher, which is difficult for humans to hear, is input to the electrical circuit of the earphone via the
Moreover, since the predetermined frequency fi is 40 kHz or less, it is possible to prevent difficulty in realizing the
また、バンドパスフィルタ１０６によって、電圧ｅｄから周波数ｆｉ以外の雑音を除去することができる。換言すれば、バンドパスフィルタ１０６は、雑音が除去された、当該インピーダンス変化量Δｒを含むＲ１＋Δｒに比例する電圧成分をＡＤＣ１０７に入力することができる。
Further, the band-
また、アナログ回路１１０は、イヤホンのインピーダンス１０４と直列に接続される固定インピーダンス１０３を用いて構成されることにより、簡易な構成によってアナログ回路１１０を構成することができる。
In addition, since the
また、直交復調器１０８によって、信号生成部１０１によって生成された交流信号をローカル信号として、バンドパスフィルタ１０６から出力された信号が直交復調されることにより、同相成分Ｉと直交位相成分Ｑとが生成され、生体情報算出部１０９によって、同相成分Ｉ及び直交位相成分Ｑから振幅Ａと位相θとが算出され、振幅Ａ及び位相θの少なくとも一方を用いて、生体情報が算出される。そのため、イヤホンのインピーダンス変化量Δｒに基づいて、生体情報を算出することができる。
Further, the signal output from the band-
実施の形態２
次に、図９及び図１０を参照しながら、本発明の実施の形態２について説明する。図９は、実施の形態２に係る生体情報検出装置２００の一例を示すブロック図である。また、図１０は、実施の形態２に係るアナログ回路２１０を簡略化して示す回路図である。
実施の形態２に係る生体情報検出装置２００は、図９に示すように、ＤＡＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ａｎａｌｏｇ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）２０１、１８０度移相器２０２、ＤＡＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ａｎａｌｏｇ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）２０３、アナログ回路２１０の構成が、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と異なる。以下、実施の形態２に係る生体情報検出装置２００において、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と同様の構成については、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。
Next,
As shown in FIG. 9, the biological
図９に示すように、信号生成部１０１によって生成された交流信号は分岐されて、一方はＤＡＣ２０１に入力され、他方は１８０度移相器２０２に入力される。また、ＤＡＣ２０１は、信号生成部１０１によって生成された交流信号をＤＡ変換し、アナログ回路２１０に入力する。また、１８０度移相器２０２は、信号生成部１０１によって生成された交流信号の位相を１８０度シフトさせ、ＤＡＣ２０３に入力する。ＤＡＣ２０３は、１８０度位相がシフトされた交流信号をＤＡ変換し、アナログ回路２１０に入力する。
As shown in FIG. 9 , the AC signal generated by the
アナログ回路２１０は、図１０に示すように、ブリッジ回路である。また、当該ブリッジ回路は、イヤホンのインピーダンスである第１のインピーダンス１０４、第２のインピーダンス２０４、第３のインピーダンス２０５、第４のインピーダンス２０６を備える。また、第２のインピーダンス２０４、第３のインピーダンス２０５及び第４のインピーダンス２０６は固定インピーダンスである。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。
そして、交流信号の電圧をｅｉとすると、信号生成部１０１から交流信号の半値＋ｅｉ／２が第１のインピーダンス１０４と第４のインピーダンス２０６との間のａ点に入力され、交流信号の位相を反転させた反転信号の半値－ｅｉ／２が第２のインピーダンス２０４と第３のインピーダンス２０５との間のｂ点に入力される。そのため、当該ブリッジ回路のａ点とｂ点との間には、振幅ｅｉの正弦波電圧が入力されたこととなる。
Assuming that the voltage of the AC signal is ei , the half value of the AC signal +e i /2 is input from the
また、ここで、イヤホンのインピーダンスである第１のインピーダンス１０４のインピーダンスをＲ１とし、生体信号を検出したことによる第１のインピーダンス１０４のインピーダンス変化量をΔｒとし、第２のインピーダンス２０４のインピーダンスをＲ２とし、第３のインピーダンス２０５のインピーダンスをＲ３とし、第４のインピーダンス２０６のインピーダンスをＲ４とすると、当該ブリッジ回路のｃ点とｄ点との間の電圧Δｅは、以下の（４）式で表される。
具体的には、まず、増幅器１０５がブリッジ回路のｃ点とｄ点との間の電圧Δｅを増幅し、増幅した電圧Δｅをバンドパスフィルタ１０６に入力する。
次いで、バンドパスフィルタ１０６は、所定の周波数ｆｉを中心周波数とし、電圧Δｅから周波数ｆｉ以外の雑音を除去する。そして、バンドパスフィルタ１０６は、雑音が除去された当該ΔｅをＡＤＣ１０７に入力する。次いで、ＡＤＣ１０７において、当該Δｅをデジタル信号に変換し、直交復調器１０８において同相成分Ｉと直交位相成分Ｑとを生成する。そして、生体情報算出部１０９において、同相成分Ｉ及び直交位相成分Ｑに基づいて、生体情報を算出する。
Specifically, first, the
Next, the
以上に説明した、本実施の形態２に係る生体情報検出装置２００によれば、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、アナログ回路２１０がブリッジ回路であることにより、生体信号に起因するインピーダンス変化量Δｒに比例する電圧Δｅがバンドパスフィルタ１０６に入力されることになり、より精度良く、生体情報を検出することが可能になる。
According to the biological
具体的には、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００においては、バンドパスフィルタ１０６には、イヤホン本来のインピーダンスＲ１と生体信号に起因するインピーダンス変化量Δｒとの和に比例する電圧ｅｄが入力されていた。そして、インピーダンス変化量Δｒは、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１に比べて非常に小さいため、Δｒの変化に伴う電圧ｅｄの変化量が非常に小さくなり、検出感度が低いという問題があった。一方、実施の形態２に係る生体情報検出装置２００においては、生体信号に起因するインピーダンス変化量Δｒのみに比例する電圧Δｅがバンドパスフィルタ１０６に入力されることにより、Δｒの変化と電圧Δｅの変化量が等しくなるため、より精度良く、生体情報を検出することが可能になる。
Specifically, in the biological
実施の形態３
次に、図１１を参照しながら、本発明の実施の形態３について説明する。図１１は、実施の形態３に係る生体情報検出装置３００の一例を示すブロック図である。
実施の形態３に係る生体情報検出装置３００は、図１１に示すように、差動増幅器３０４、アナログ回路３１０の構成が、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と異なる。以下、実施の形態３に係る生体情報検出装置３００において、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と同様の構成については、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。
Next,
A biological
図１１に示すように、信号生成部１０１によって生成された交流信号はＤＡＣ１０２に入力される。また、ＤＡＣ１０２は、信号生成部１０１によって生成された交流信号をＤＡ変換し、アナログ回路３１０に入力する。
As shown in FIG. 11, the AC signal generated by the
アナログ回路３１０は、図１１に示すように、ブリッジ回路である。また、当該ブリッジ回路は、イヤホンのインピーダンスである第１のインピーダンス１０４、第２のインピーダンス３０１、第３のインピーダンス３０２、第４のインピーダンス３０３を備える。また、第２のインピーダンス３０１、第３のインピーダンス３０２及び第４のインピーダンス３０３は固定インピーダンスである。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。
そして、交流信号の電圧をｅｉとすると、信号生成部１０１から交流信号の電圧ｅｉが第２のインピーダンス３０１と第３のインピーダンス３０２との間のａ点に入力され、第１のインピーダンス１０４と第４のインピーダンス３０３との間のｂ点は接地されている。そのため、当該ブリッジ回路のａ点とｂ点との間には、振幅ｅｉの正弦波電圧が入力されたこととなる。
Assuming that the voltage of the AC signal is ei , the voltage ei of the AC signal from the
また、実施の形態２に係るアナログ回路２１０と同様に、実施の形態３に係るアナログ回路３１０のｃ点とｄ点との間の電圧Δｅは、生体信号を検出したことによるインピーダンス１０４のインピーダンス変化量Δｒに比例して変化する。そこで、本実施の形態３に係る生体情報検出装置３００は、生体信号に由来するΔｒに比例する電圧Δｅを検出する。
Further, similarly to the
具体的には、差動増幅器３０４が、第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４との間のｃ点の入力電圧と、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間のｄ点の入力電圧との差分をとることにより、Δｅを検出する。また、差動増幅器３０４は、当該Δｅを増幅し、バンドパスフィルタ１０６に入力する。この後の処理は、実施の形態２と同様であるため、その説明を省略する。
Specifically, the
以上に説明した、本実施の形態３に係る生体情報検出装置３００によれば、実施の形態２に係る生体情報検出装置２００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、信号生成部１０１から交流信号が第２のインピーダンス３０１と第３のインピーダンス３０２との間に入力され、第１のインピーダンス１０４と第４のインピーダンス３０３との間は接地されているため、信号生成部１０１から１つの交流信号がブリッジ回路３１０に入力される。そのため、実施の形態２に係る生体情報検出装置２００における、交流信号の半値＋ｅｉ／２と交流信号の位相を反転させた反転信号の半値－ｅｉ／２との２つの交流信号をブリッジ回路２１０に入力する場合に比べて、当該２つの交流信号の位相差が正確に１８０度となるように位相を合わせる調整が不要となり、より容易に、精度良く、生体情報を検出することが可能になる。
According to the biological
実施の形態４
次に、図１２を参照しながら、本発明の実施の形態４について説明する。図１２は、実施の形態４に係る生体情報検出装置４００の一例を示すブロック図である。
実施の形態４に係る生体情報検出装置４００は、図１２に示すように、包絡線検波部４０１、コンデンサ４０２、増幅器４０３、ＡＤＣ（Ａｎａｌｏｇ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）４０４、生体情報算出部としての脈拍算出部４０５、ローパスフィルタ（ＬＰＦ；Ｌｏｗ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）４０６、ＡＤＣ４０７、生体情報算出部としての温度算出部４０８の構成が、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と異なる。以下、実施の形態４に係る生体情報検出装置４００において、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と同様の構成については、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。
Next,
As shown in FIG. 12, the biological
実施の形態１に係る生体情報検出装置１００では、増幅器１０５を介してアナログ回路１１０からバンドパスフィルタ１０６に入力される信号ｅｄには、生体信号に由来するΔｒに比例する電圧成分の他に、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１に比例する電圧成分が含まれている。また、インピーダンス変化量Δｒは、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１に比べて非常に小さいため、Δｒの変化に伴う電圧ｅｄの変化量が非常に小さくなり、検出感度が低いという問題があった。
In the biological
そこで、実施の形態４に係る生体情報検出装置４００では、まず、包絡線検波部４０１が、バンドパスフィルタ１０６から出力された信号の包絡線を検波する。また、コンデンサ４０２が、包絡線検波部４０１から出力される包絡線検波信号の直流成分を除去する。包絡線検波信号の直流成分は、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１に比例する電圧成分に相当する。そのため、コンデンサ４０２によって、包絡線検波信号の直流成分が除去されることにより、包絡線検波信号から、生体信号に由来するΔｒに比例する電圧成分が抽出される。さらに、コンデンサ４０２から出力された信号は、増幅器４０３によって増幅され、ＡＤＣ４０４によってデジタル信号に変換される。そして、ＡＤＣ４０４から出力される信号は、実施の形態１の生体情報算出部１０９において生成される振幅Ａに相当する。図５及び図６に示したように、生体情報算出部１０９によって生成された振幅Ａよりも位相θの方が脈波をより良く表しているが、位相θのかわりに振幅Ａを用いても同様の方法で脈拍を算出することができる。脈拍算出部４０５は、実施の形態１に係る生体情報算出部１０９と同様の方法を用いて、ＡＤＣ４０４から出力される信号に基づいて、脈拍を算出する。
Therefore, in the biological
また、ローパスフィルタ４０６は、包絡線検波部４０１から出力される包絡線検波信号の直流成分を透過する。上述の通り、包絡線検波信号の直流成分は、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１に比例する電圧成分に相当する。例えば、イヤホンが装着された被検者の体温が変化することにより、イヤホン全体の温度も変化し、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１も変化する。そのため、イヤホンの本来のインピーダンスＲ１に比例する電圧成分に相当する、包絡線検波部４０１から出力される包絡線検波信号の直流成分に基づいて、体温等の生体情報を検出することができる。
Also, the low-
具体的には、ＡＤＣ４０７によって、ローパスフィルタ４０６から出力された、包絡線検波信号の直流成分がデジタル信号に変換される。そして、ＡＤＣ４０７から出力される信号は、実施の形態１の生体情報算出部１０９において生成される振幅Ａの比較的長周期（例えば、少なくとも数十秒以上、長い場合は数分）の平均値に相当する。そのため、温度算出部４０８は、実施の形態１に係る生体情報算出部１０９と同様の方法を用いて、ＡＤＣ４０７から出力される信号に基づいて、体温を算出する。
Specifically, the
以上に説明した、本実施の形態４に係る生体情報検出装置４００によれば、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、コンデンサ４０２によって包絡線検波信号の直流成分が除去されるため、イヤホンの生体信号に起因するインピーダンス変化量Δｒを抽出して、生体情報を算出することができる。これにより、より精度良く生体情報を検出することができる。
According to the biological
また、ローパスフィルタ４０６によって、包絡線検波信号の直流成分が抽出されるため、生体信号に起因する当該直流成分の変化に基づいて、生体情報を算出することができる。
In addition, since the DC component of the envelope detection signal is extracted by the low-
実施の形態５
次に、図１３を参照しながら、本発明の実施の形態５について説明する。図１３は、実施の形態５に係る生体情報検出装置５００の一例を示すブロック図である。
実施の形態５に係る生体情報検出装置５００は、図１３に示すように、ハイパスフィルタ（ＨＰＦ；Ｈｉｇｈ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）５０１を備える点が、実施の形態１乃至４に係る生体情報検出装置１００～４００と異なる。以下、実施の形態５に係る生体情報検出装置５００において、実施の形態１に係る生体情報検出装置１００と同様の構成については、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。なお、生体情報検出装置５００においてアナログ回路５０２は、実施の形態１乃至４のアナログ回路１１０、２１０、３１０に相当する。
Embodiment 5
Next, Embodiment 5 of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 13 is a block diagram showing an example of a biological
As shown in FIG. 13, the biological
ハイパスフィルタ５０１は、所定の周波数ｆｉの遮断周波数を有し、所定の周波数ｆｉより高い周波数を透過させる。また、オーディオ機器等の音声再生機から出力された音声信号（図１３に示すＭｕｓｉｃ）は、ハイパスフィルタ５０１を介して、イヤホンに入力される。すなわち、ハイパスフィルタ５０１は、所定の周波数ｆｉ以下の周波数成分が除去された音声信号をイヤホンに入力する。
The high-
ここで、実施の形態１と同様に、所定の周波数ｆｉは、一般的に人が聞くことが難しい超音波の下限の周波数である２０ｋＨｚ以上の周波数であることが好ましい。所定の周波数ｆｉが２０ｋＨｚ以上の周波数である場合、ハイパスフィルタ５０１は、雑音成分である超音波が除去された音声信号をイヤホンに入力することができる。
Here, as in the first embodiment, the predetermined frequency fi is preferably a frequency of 20 kHz or higher, which is the lower limit frequency of ultrasonic waves that are generally difficult for humans to hear. When the predetermined frequency fi is a frequency of 20 kHz or higher, the high-
また、ハイパスフィルタ５０１によって、音声信号から所定の周波数ｆｉ以下の周波数成分が除去される。そのため、オーディオ機器等の音声再生機から音声信号がイヤホンに入力されても、所定の周波数ｆｉを有する交流信号ｃｏｓ（２π×ｆｉ×ｔ）をアナログ回路５０２を介してイヤホンに入力することによりイヤホンの生体信号に起因するインピーダンス変化量Δｒを検出する処理に、当該音声信号の当該周波数成分が干渉することを防ぐことができる。
Also, the high-
以上に説明した、本実施の形態５に係る生体情報検出装置５００によれば、実施の形態１乃至４に係る生体情報検出装置１００～４００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、ハイパスフィルタ５０１によって、オーディオ機器等の音声再生機から出力された音声信号から、信号生成部１０１によって生成される交流信号の所定の周波数ｆｉ以下の周波数成分に相当する当該音声信号の雑音部分が除去される。そのため、当該所定の周波数ｆｉを有する交流信号をアナログ回路５０２に入力することによって行われるイヤホンの生体信号に起因するインピーダンスの変化量Δｒの検出に、当該音声信号の当該周波数成分が干渉することを防ぐことができる。そのため、音声を提供しながら、さらに精度良く、生体情報を検出することができる。
According to the biological
実施の形態６
次に、図１４を参照しながら、本発明の実施の形態６について説明する。図１４は、実施の形態６に係る生体情報検出装置６００の一例を示すブロック図である。
実施の形態６に係る生体情報検出装置６００は、図１４に示すように、アナログ回路６１０の構成が、実施の形態３に係る生体情報検出装置３００と異なる。以下、実施の形態６に係る生体情報検出装置６００において、実施の形態３に係る生体情報検出装置３００と同様の構成については、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。
また、図１４に示す例では、オーディオ機器等の音声再生機７００から音声信号が右耳用イヤホン及び左耳用イヤホンに入力され、生体情報検出装置６００は、右耳用イヤホンのインピーダンス１０４Ａの生体信号に起因する変化量Δｒを検出する。なお、生体情報検出装置６００は、左耳用イヤホンのインピーダンス１０４Ｂの生体信号に起因する変化量Δｒを検出してもよい。また、音声再生機７００から音声信号が片耳用イヤホン（モノラルイヤホンとも称する。）に入力され、生体情報検出装置６００は、当該片耳用イヤホンの生体信号に起因するインピーダンスの変化量Δｒを検出してもよい。
Embodiment 6
Next, Embodiment 6 of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 14 is a block diagram showing an example of a biological
A biological
In the example shown in FIG. 14, an audio signal is input to the right ear earphone and the left ear earphone from an
アナログ回路６１０は、図１４に示すように、ブリッジ回路である。また、当該ブリッジ回路は、右耳用イヤホンのインピーダンスである第１のインピーダンス１０４Ａ、第２のインピーダンス３０１、第３のインピーダンス３０２、第４のインピーダンス３０３を備える。また、第２のインピーダンス３０１、第３のインピーダンス３０２及び第４のインピーダンス３０３は固定インピーダンスである。なお、固定インピーダンスとは、固定抵抗器、固定インダクタ、固定キャパシタの組み合わせで構成された回路である。
そして、交流信号の電圧をｅｉとすると、信号生成部１０１から交流信号の電圧ｅｉが第２のインピーダンス３０１と第３のインピーダンス３０２との間のａ点に入力され、第１のインピーダンス１０４Ａと第４のインピーダンス３０３とは接地されている。すなわち、当該ブリッジ回路のｃ点は、第１のインピーダンス１０４Ａを介して接地されており、当該ブリッジ回路のｄ点は、第４のインピーダンス３０３を介して接地されている。そのため、当該ブリッジ回路のａ点と第１のインピーダンス１０４Ａ及び第４のインピーダンス３０３の接地点との間には、振幅ｅｉの正弦波電圧が入力されたこととなる。
Assuming that the voltage of the AC signal is ei , the voltage ei of the AC signal from the
また、実施の形態３に係るアナログ回路３１０と同様に、実施の形態６に係るアナログ回路６１０のｃ点とｄ点との間の電圧Δｅは、生体信号を検出したことによるインピーダンス１０４Ａのインピーダンス変化量Δｒに比例して変化する。そこで、本実施の形態６に係る生体情報検出装置６００は、生体信号に由来するΔｒに比例する電圧Δｅを検出する。
Further, similarly to the
具体的には、差動増幅器３０４が、第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間のｃ点の入力電圧と、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間のｄ点の入力電圧との差分をとることにより、Δｅを検出する。また、差動増幅器３０４は、当該Δｅを増幅し、バンドパスフィルタ１０６に入力する。この後の処理は、実施の形態２と同様であるため、その説明を省略する。
Specifically, the
また、実施の形態６では、音声再生機７００から右耳用イヤホンに入力される音声信号が第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間に入力されるとともに、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間に入力される。
Further, in Embodiment 6, an audio signal input from the
具体的には、実施の形態６に係る生体情報検出装置６００は、第１のバッファ６０１、第２のバッファ６０２、第１の抵抗６０３、第２の抵抗６０４、第３の抵抗６０５を更に備える。
なお、第１の抵抗６０３、第２の抵抗６０４、第３の抵抗６０５は、同じ抵抗値を有する。また、第１の抵抗６０３、第２の抵抗６０４、第３の抵抗６０５の代わりに、コンデンサやインダクタが用いられてもよい。また、第１のバッファ６０１と第２のバッファ６０２は、同一の構成及び同一の特性を有するバッファ回路であり、例えば、ボルテージフォロワ回路等である。
そして、音声再生機７００は、第１のバッファ６０１と、第１の抵抗６０３又は第２の抵抗６０４とを介して、右耳用のアナログ音声信号を右耳用イヤホンに出力する。また、音声再生機７００は、第２のバッファ６０２と、第３の抵抗６０５とを介して、左耳用のアナログ音声信号を左耳用イヤホンに出力する。また、第１の抵抗６０３の出力側は、ブリッジ回路のｃ点に接続されており、第２の抵抗６０４の出力側は、ブリッジ回路のｄ点に接続されている。そのため、音声再生機７００から右耳用イヤホンに入力される音声信号が第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間に入力され、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間に入力される。すなわち、第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間から差動増幅器３０４に入力される入力電圧、及び、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間から差動増幅器３０４に入力される入力電圧には、当該音声信号が加算される。
Specifically, the biological
Note that the
Then, the
そして、差動増幅器３０４が、第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間のｃ点の入力電圧と、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間のｄ点の入力電圧との差分をとることにより、第２のインピーダンスと第１のインピーダンスとの間の入力電圧に含まれる音声信号と、第３のインピーダンスと第４のインピーダンスとの間の入力電圧に含まれる音声信号とが互いに相殺される。そのため、差動増幅器３０４の出力には、音声信号由来の電圧成分が含まれなくなるため、さらに精度よく、生体情報を検出することが可能になる。
Then, the
図１５（Ａ）に、音声再生機７００から音声信号が出力されていない場合に、生体情報検出装置６００の生体情報算出部１０９から出力される脈拍の検出信号の波形の一例を示し、図１５（Ｂ）に、音声再生機７００から音声信号が出力されている場合に、生体情報検出装置６００の生体情報算出部１０９から出力される脈拍の検出信号の波形の一例を示す。図１５の縦軸は、位相（ｄｅｇｒｅｅ）を示し、横軸は時間（秒）を示している。また、図１５の一点鎖線が脈拍の検出信号の波形を示している。
図１５（Ａ）及び図１５（Ｂ）に示すように、本実施の形態６に係る生体情報検出装置６００によれば、音声再生機７００から音声信号が右耳用のイヤホンに出力されていても、当該右耳用のイヤホンのインピーダンス１０４Ａの変化量Δｒに基づいて、脈拍等の生体情報を、音声再生機７００から音声信号が右耳用のイヤホンに出力されていない場合と同様の精度で検出することができることが分かる。
FIG. 15A shows an example of the waveform of the pulse detection signal output from the biological
As shown in FIGS. 15A and 15B, according to the biological
以上に説明した、本実施の形態６に係る生体情報検出装置６００によれば、実施の形態３に係る生体情報検出装置３００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、差動増幅器３０４によって、第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間の入力電圧と、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間の入力電圧との差分が取られると、第２のインピーダンス３０１と第１のインピーダンス１０４Ａとの間の入力電圧に含まれる音声信号と、第３のインピーダンス３０２と第４のインピーダンス３０３との間の入力電圧に含まれる音声信号とは互いに相殺される。そのため、差動増幅器３０４の出力には、音声信号由来の電圧成分が含まれなくなるため、さらに精度よく、生体情報を検出することが可能になる。
さらに、音声信号に由来する電圧成分を除去するために、音声再生機７００とアナログ回路６１０との間に、本実施の形態５のハイパスフィルタ５０１のような所定の周波数ｆｉを遮断周波数とするハイパスフィルタ等を用いずに済む。そのため、当該ハイパスフィルタを用いることによる、イヤホンに出力される音声信号の音質の劣化の心配がない。
According to the biological
Furthermore, in order to remove the voltage component derived from the audio signal, a high-pass filter such as the high-
また、第１の抵抗６０３、第２の抵抗６０４、第３の抵抗６０５は、同じ抵抗値を有し、第１のバッファ６０１と第２のバッファ６０２は、同一の構成及び同一の特性を有するバッファ回路であるため、音声再生機７００から出力された右耳用の音声信号と左耳用の音声信号のバランスは保たれる。そのため、右耳用のイヤホン及び左耳用のイヤホンから好適にステレオ音声信号を聴くことができる。
Also, the
また、第１のバッファ６０１と第２のバッファ６０２は、例えば、ボルテージフォロワ回路等である場合、当該第１のバッファ６０１及び第２のバッファ６０２によって、音声信号の電流値が大きくなるように、音声信号のインピーダンスが変換される。そのため、例えば、音声再生機７００から出力される音声信号の電流値がブリッジ回路６１０を駆動するのに十分でない場合であっても、より確実に、ブリッジ回路のｃ点及びｄ点の入力電圧に音声信号を加算することができる。
Further, when the
実施の形態７
図１６に、実施の形態７に係るアナログ回路３１０Ａを示す。また、図１７及び図１８に、実施の形態７に係るアナログ回路３１０Ａについて説明するための図を示す。当該実施の形態７に係るアナログ回路３１０Ａは、図１１に示す実施の形態３に係るアナログ回路３１０の変形例の１つである。
図１１に示す実施の形態３に係るアナログ回路３１０において、第１のインピーダンス１０４のインピーダンスＲ１＋Δｒ、第２のインピーダンス３０１のインピーダンスＲ２、第３のインピーダンス３０２のインピーダンスＲ３、第４のインピーダンス３０３であるインピーダンスＲ４は、それぞれ、虚数成分を含みうるインピーダンスである。そのため、図１１におけるＲ１＋Δｒ、Ｒ２、Ｒ３、Ｒ４の代わりに、図１７及び図１８では、Ｚ１＋Δｚ、Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４を用いる。また、第１のインピーダンス１０４は、イヤホンのインピーダンスであるため、図１７に示すように、抵抗値Ｒ＿１の抵抗とインダクタンス値Ｌ＿１のインダクタンスとの直列回路で表現できる。具体的には、例えば、抵抗値Ｒ＿１は数十Ω程度であり、インダクタンス値Ｌ＿１は数十μＨ～数百μＨ程度である。
FIG. 16 shows an
In the
アナログ回路３１０Ａにおいて、（５）式の前提条件である、Ｚ１＝Ｚ４を満たすためには、図１８に示すように、第４のインピーダンス３０３も抵抗値Ｒ＿１の抵抗とインダクタンス値Ｌ＿１のインダクタンスとの直列回路で構成される必要がある。なお、図１８に示すように、第２のインピーダンス３０１は、抵抗値Ｒ＿２を持つ抵抗で構成され、第３のインピーダンス３０２は、抵抗値Ｒ＿２と同じ抵抗値Ｒ＿３を持つ抵抗で構成されればよい。換言すれば、第４のインピーダンス３０３は、第１のインピーダンス１０４で用いられるイヤホンと同製品のイヤホンのインピーダンスである必要がある。しかし、第１のインピーダンス１０４で用いられるイヤホンと同製品のイヤホンを用意すると、コストが非常に高くなり、携帯機器等に用いられる小さい基板への当該アナログ回路３１０Ａの実装も困難になるため、現実的ではない。
In the
また、Ｚ１＝Ｚ４を満たすために、第４のインピーダンス３０３を抵抗部品とインダクタンス部品とにより構成する方法が考えられる。しかしながら、数十μＨのインダクタンスをチップインダクタンスで構成しても比較的サイズが大きいため、携帯機器等に用いられる小さい基板への当該アナログ回路３１０Ａの実装が困難になる。
Also, in order to satisfy Z1=Z4, a method of configuring the
そこで、実施の形態７に係るアナログ回路３１０Ａでは、図１６に示すように、第１のインピーダンス１０４は、抵抗値Ｒ＿１の抵抗とインダクタンス値Ｌ＿１のインダクタンスとの直列回路で構成され、第２のインピーダンス３０１は抵抗値Ｒ＿２を持つ抵抗で構成され、第３のインピーダンス３０２は抵抗値Ｒ＿３を持つ抵抗と容量Ｃ＿３のコンデンサとの並列回路で構成され、第４のインピーダンス３０３は抵抗値Ｒ＿４を持つ抵抗で構成されている。
そして、アナログ回路３１０Ａであるブリッジ回路の平衡条件として、Ｚ１＝Ｚ４及びＺ２＝Ｚ３の代わりに、Ｚ２／Ｚ１＝Ｚ３／Ｚ４を満たすと仮定すると、以下の（７）式が成り立つ。
Assuming that instead of Z1=Z4 and Z2=Z3, Z2/Z1=Z3/Z4 are satisfied as the balance condition of the bridge circuit, which is the
以上に説明した実施の形態７によれば、実施の形態３に係る生体情報検出装置３００において、高価でサイズが大きい追加イヤホンやインダクタ部品を用いずに、安価で小型の容量部品を用いるだけでアナログ回路３１０Ａを構成でき、当該アナログ回路３１０Ａにおいて、検出感度が高い平衡状態を実現することができる。
なお、当該実施の形態７では、実施の形態３に係るアナログ回路３１０の変形例について説明したが、実施の形態２に係るアナログ回路２１０に対しても同様の変形を行うことが可能である。
According to the seventh embodiment described above, in the biological
Although the modification of the
実施の形態８
図１９に、実施の形態８に係るアナログ回路６１０Ａを示す。当該実施の形態８に係るアナログ回路６１０Ａは、図１４に示す実施の形態６に係るアナログ回路６１０の変形例の１つである。また、図１４において、第１の抵抗６０３及び第２の抵抗６０４が接続されている第１のバッファ６０１の出力は接地されており、当該第１のバッファ６０１の出力インピーダンスはほぼ０Ωであると仮定される。そのため、図１４に示すアナログ回路６１０は、図１９に示す等価回路（アナログ回路６１０Ａ）に書き換えられる。なお、図１９において、図１４の第４のインピーダンス３０３の抵抗値Ｒ４、第１の抵抗６０３の抵抗値Ｒ１１、第２の抵抗６０４の抵抗値Ｒ１２は、それぞれ、抵抗値Ｒ＿４、抵抗値Ｒ＿１１、抵抗値Ｒ＿１４である。また、実施の形態７と同様に、第１のインピーダンス１０４ＡのインピーダンスＲ１、第２のインピーダンス３０１のインピーダンスＲ２、第３のインピーダンス３０２のインピーダンスＲ３、第４のインピーダンス３０３であるインピーダンスＲ４は、それぞれ、虚数成分を含みうるインピーダンスであるため、図１４におけるＲ１、Ｒ２、Ｒ３、Ｒ４の代わりに、実施の形態８では、Ｚ１、Ｚ２、Ｚ３、Ｚ４を用いる。
Embodiment 8
FIG. 19 shows an
実施の形態８に係るアナログ回路６１０Ａでは、第１のインピーダンス１０４Ａは、直列に接続された抵抗値Ｒ＿１の抵抗及びインダクタンス値Ｌ＿１のインダクタンスと抵抗値Ｒ＿１１の抵抗との並列回路で構成され、第２のインピーダンス３０１は抵抗値Ｒ＿２を持つ抵抗で構成され、第３のインピーダンス３０２は抵抗値Ｒ＿３を持つ抵抗と容量Ｃ＿３のコンデンサとの並列回路で構成され、第４のインピーダンス３０３は抵抗値Ｒ＿４を持つ抵抗と抵抗値Ｒ＿１４を持つ抵抗と容量Ｃ＿４のコンデンサとの並列回路で構成されている。
In the
そして、実施の形態７と同様に、アナログ回路６１０Ａであるブリッジ回路の平衡条件として、Ｚ１＝Ｚ４及びＺ２＝Ｚ３の代わりに、Ｚ２／Ｚ１＝Ｚ３／Ｚ４を満たすと仮定すると、以下の（１０）式が成り立つ。
以上に説明した実施の形態８によれば、実施の形態６に係る生体情報検出装置６００において、高価でサイズが大きい追加イヤホンやインダクタ部品を用いずに、安価で小型の容量部品を用いるだけでアナログ回路６１０Ａを構成でき、当該アナログ回路６１０Ａにおいて、検出感度が高い平衡状態を実現することができる。
According to the eighth embodiment described above, in the biological
実施の形態９
次に、図２０～図２８を参照しながら、本発明の実施の形態９について説明する。
実施の形態９に係る生体情報検出装置は、図２１及び図２２に示すように、生体情報算出部１１１の構成が、実施の形態１～３、５～８に係る生体情報算出部１０９と異なる。具体的には、図２１に示す生体情報算出部１１１は、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂ、体動成分除去部１１１Ｃを備える点が、図３に示す生体情報算出部１０９と異なる。また、図２２に示す生体情報算出部１１１は、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂ、体動成分除去部１１１Ｃを備える点が、図４に示す生体情報算出部１０９と異なる。以下、実施の形態９に係る生体情報検出装置において、実施の形態１～３、５～８に係る生体情報検出装置１００～３００、５００、６００と同様の構成については、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。
Embodiment 9
Next, a ninth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 20 to 28. FIG.
As shown in FIGS. 21 and 22, the biometric information detection device according to the ninth embodiment differs from the biometric
実施の形態１乃至６に係る生体情報検出装置１００～６００における生体信号検出、特に、脈波検出においては、検出信号に含まれる脈波信号成分は非常に微弱である。そのため、実施の形態１乃至６に係る生体情報検出装置１００～６００における生体信号検出は、被検者の体動に起因する信号の影響を受けやすい。図２０（Ａ）に振幅成分に対する体動の影響を示し、図２０（Ｂ）に位相成分に対する体動の影響を示す。具体的には、図２０（Ａ）において、縦軸は図２１及び図２２の直流成分除去部１１１Ａの直流成分が除去された振幅ｄＡの振幅の大きさを示し、横軸は時間（秒）を示す。また、図２０（Ｂ）において、縦軸は図２１及び図２２の直流成分除去部１１１Ｂの直流成分が除去された位相ｄθを示し、横軸は時間（秒）を示す。また、図２０において、時間約１８秒までは被検者の体動がない場合のデータを示し、時間約１８秒以降は被検者の体動がある場合のデータを示している。図２０に示すように、被検者の体動による振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθの変動は、被検者の脈波による振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθの変動に比べてかなり大きい。そのため、被検者の体動がある場合に、被検者の脈波を検出信号の振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθから抽出することは難しい。
そこで、実施の形態９に係る生体情報算出部１１１では、被検者の体動に起因する信号を除去する。
In biological signal detection, particularly pulse wave detection, in biological
Therefore, the biological
直流成分除去部１１１Ａは、振幅算出部１０９Ａによって算出された振幅Ａから温度（体温）に起因する長周期変動を含む直流成分を除去する。
同様に、直流成分除去部１１１Ｂは、位相算出部１０９Ｄによって算出された位相θから温度（体温）に起因する長周期変動を含む直流成分を除去する。
The DC
Similarly, DC
体動成分除去部１１１Ｃは、直流成分除去部１１１Ａによって直流成分が除去された振幅成分ｄＡから、次の（１３）式に従って、被検者の体動成分を除去する。
同様に、体動成分除去部１１１Ｃは、直流成分除去部１１１Ｂによって直流成分が除去された位相成分ｄθから、次の（１３）式に従って、被検者の体動成分を除去する。
そして、体動成分除去部１１１Ｃは、体動成分が除去された振幅成分及び位相成分を信号Ｃｄとして出力する。
Similarly, the body motion component remover 111C removes the subject's body motion component from the phase component dθ from which the DC component has been removed by the
Then, body motion
図２３に、体動成分除去部１１１Ｃの他の例を示す。図２３に示す体動成分除去部１１１Ｃは、直流成分が除去された振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθの平均値から、上記（１３）式のｋを算出する。具体的には、体動成分除去部１１１Ｃは、次の（１４）式に基づいて、ｋを算出する。
図２３に示す体動成分除去部１１１Ｃでは、随時ｋを算出するため、状況によって回路の動作点が変化しても、最適なｋに基づいて体動成分を除去することができる。
FIG. 23 shows another example of the body motion component remover 111C. The body motion
Since the body motion
さらに、図２４に、体動成分除去部１１１Ｃの他の例を示す。図２４に示す体動成分除去部１１１Ｃは、体動を検出した場合にのみ、振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθから体動成分を除去する。具体的には、例えば、振幅成分ｄＡの平均値ｄＡ＿ａｖｅが予め規定された閾値Ａ＿ｔｈを上回った場合に、体動成分除去部１１１Ｃは、（１３）式に従って、振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθから体動成分を除去する。同様に、位相成分ｄθの平均値ｄθ＿ａｖｅが予め規定された閾値θ＿ｔｈを上回った場合に、体動成分除去部１１１Ｃは、（１３）式に従って、振幅成分ｄＡ及び位相成分ｄθから体動成分を除去する。図２４では、（１３）式におけるｋは（１４）式に従って算出されることとなっているが、ｋは、生体情報検出装置１００～３００、５００、６００の回路定数や回路の動作点によって予め規定されていてもよい。
Further, FIG. 24 shows another example of the body motion
図２５に、図２４に示す体動成分除去部１１１Ｃによって体動成分を除去した結果を示す。図２５（Ａ）は体動成分を除去する前の直流成分除去部１１１Ａから出力された振幅成分ｄＡを示し、図２５（Ｂ）は図２４Ａの縦軸のスケールを３０倍に拡大したものである。また、図２５（Ｃ）は体動成分除去部１１１Ｃによって体動成分が除去された振幅成分ｄＡを示している。図２５（Ａ）、（Ｂ）に示すように、体動なしの区間（時間約１８秒まで）では被検者の脈波に起因する波形が観察されるが、体動ありの区間（時間約１８秒以降）では被検者の体動に起因する波形が大きく、脈波に起因する波形を観察することができない。一方、図２５（Ｃ）に示すように、体動成分除去部１１１Ｃによって体動成分が除去されると、体動なしの区間と同程度に体動ありの区間でも被検者の脈波に起因する波形を観察することができる。すなわち、体動成分除去部１１１Ｃによって振幅成分ｄＡから体動成分が適切に除去されていることがわかる。
FIG. 25 shows the result of removing the body motion component by the body motion
図２６に、本実施の形態９に係る直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂの一例を示す。図２６に示す直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂは、入力信号Ａ（ｉ）から、過去のｎサンプルの入力信号Ａ（ｉ）の平均値を減算することにより、入力信号Ａ（ｉ）の直流成分を除去する。具体的には、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂは、例えば、次の（１５）式に従って過去のｎサンプルの入力信号Ａ（ｉ）の平均値を算出し、入力信号Ａ（ｉ）から直流成分を除去する。そして、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂは、直流成分が除去された信号ｄＡ（ｉ）を出力する。
図２７（Ａ）に直流成分が除去される前の振幅成分Ａの波形を示し、図２７（Ｂ）に直流成分が除去された振幅成分ｄＡの波形を示す。図２７の縦軸は振幅を示し、横軸はサンプル数を示す。なお、図２７の横軸において１サンプルは１／１００秒に相当する。すなわち、図２７の横軸は時間を示し、図２７は、０～６０秒までの振幅成分Ａ及び直流成分が除去された振幅成分ｄＡの波形を示す。図２７（Ａ）に示すように直流成分が時間的に変化した場合であっても、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂによって、振幅成分ｄＡから当該直流成分を適切に除去することができる。 FIG. 27A shows the waveform of the amplitude component A before the DC component is removed, and FIG. 27B shows the waveform of the amplitude component dA with the DC component removed. The vertical axis in FIG. 27 indicates amplitude, and the horizontal axis indicates the number of samples. Note that one sample on the horizontal axis of FIG. 27 corresponds to 1/100 second. That is, the horizontal axis of FIG. 27 indicates time, and FIG. 27 indicates the waveform of the amplitude component A from 0 to 60 seconds and the amplitude component dA from which the DC component has been removed. Even when the DC component changes with time as shown in FIG. 27A, the DC component can be appropriately removed from the amplitude component dA by the DC component removers 111A and 111B.
ここで、上記（１５）式におけるｎの値は、検出を目的とする信号の周期よりも長い区間のサンプル数であることが必要である。例えば、脈拍を検出する場合、ｎは、１秒間のサンプル数よりも多いサンプル数である必要があり、例えば、サンプリング周波数が１００Ｈｚである場合、ｎは１００以上である必要がある。一方、ｎが大きすぎると、直流成分が変化した場合への対応が遅れてしまい、除去できる直流成分が減ってしまう。そのため、ｎの値は、例えば、１００以上２００以下程度が適正である。 Here, the value of n in equation (15) above must be the number of samples in a section longer than the period of the signal to be detected. For example, when detecting a pulse, n should be the number of samples greater than the number of samples per second. For example, if the sampling frequency is 100 Hz, n should be 100 or more. On the other hand, if n is too large, response to changes in the DC component will be delayed, and the amount of DC component that can be removed will decrease. Therefore, the appropriate value of n is, for example, about 100 or more and 200 or less.
図２８に直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂによって直流成分を除去した他の結果を示す。図２８（Ａ）に直流成分が除去される前の振幅成分Ａの波形を示し、図２８（Ｂ）に直流成分が除去された振幅成分ｄＡの波形を示す。図２８の縦軸は振幅を示し、横軸はサンプル数を示す。なお、図２８の横軸において１サンプルは１／１００秒に相当する。すなわち、図２８の横軸は時間を示し、図２８は、０～６０秒までの直流成分が除去される前の振幅成分Ａ及び直流成分が除去された振幅成分ｄＡの波形を示す。図２８（Ａ）に示す振幅成分Ａは、直流成分だけでなく、被検者の比較的緩やかな体動による変動も含んでいる。そして、図２８（Ｂ）に示すように、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂによって、振幅成分Ａから、直流成分だけでなく、当該体動による変動も除去できていることがわかる。そのため、生体情報算出部１１１は、体動成分除去部１１１Ｃを備えていなくてもよく、直流成分除去部１１１Ａ、１１１Ｂによって振幅成分Ａ及び位相成分θから体動成分が除去されてもよい。
FIG. 28 shows another result of removing the DC component by the DC
なお、図３及び図４に示す実施の形態１に係る生体情報算出部１０９及び図２１及び図２２に示す実施の形態９に係る生体情報算出部１１１は、何れも、検出フィルタ（Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｆｉｌｔｅｒ）１０９Ｅを備えている。検出フィルタ１０９Ｅは、目的とする生体信号（例えば、脈拍）が含まれる周波数を中心周波数とするバンドパスフィルタであり、位相成分において、雑音成分を除去し、目的とする周波数（例えば、脈拍の周波数）を強調する。当該検出フィルタ１０９Ｅの周波数特性を最適化することにより、体動成分の除去を効果的に行うこともできる。例えば、検出フィルタ１０９Ｅの周波数特性を、体動の起きやすい低い周波数成分、例えば、約０．５Ｈｚ以下の成分を減衰させ、脈波の周波数成分である約１Ｈｚ以上約２Ｈｚ以下を強調するように最適化することにより、体動成分を除去しつつ、目的とする生体信号成分を強調することができる。
また、図３及び図４に示す生体情報算出部１０９では、位相成分θから脈拍検出を行っているが、振幅成分Ａから脈拍検出を行ってもよい。具体的には、振幅成分Ａと位相成分θとは波形がやや異なるが、上記と同様の方法で振幅成分Ａから脈拍検出を行うことが可能である。より具体的には、図３又は図４に示す検出フィルタ１０９Ｅの周波数特性やシュミットトリガ１０９Ｉの閾値を最適化することにより、振幅成分Ａから脈拍検出を行うことができる。
Both the biological
3 and 4 detects the pulse from the phase component θ, the pulse may be detected from the amplitude component A. FIG. Specifically, although the waveforms of the amplitude component A and the phase component θ are slightly different, pulse detection can be performed from the amplitude component A in the same manner as described above. More specifically, the pulse can be detected from the amplitude component A by optimizing the frequency characteristics of the
以上に説明した実施の形態９に係る生体情報検出装置によれば、実施の形態１～３、５～８に係る生体情報検出装置１００～３００、５００、６００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、体動成分除去部１１１Ｃによって、振幅成分及び位相成分から、被検者の体動成分を除去することができる。そのため、本実施の形態９に係る生体情報検出装置は、被検者が動いていても、微弱な生体信号を精度よく検出することができる。
According to the biological information detection apparatus according to the ninth embodiment described above, the same effects as those of the biological
実施の形態１０
次に、図２９～図４２を参照しながら、本発明の実施の形態１０について説明する。
実施の形態１０に係る生体情報検出装置では、図２９及び図３６に示すように、生体情報算出部１１２の構成が、実施の形態１～３、５～９に係る生体情報算出部１０９、１１１と異なる。具体的には、図２９及び図３６に示すように、生体情報算出部１１２は、イヤホンの装着検出部１１２Ａ、イヤホンの離脱検出部１１２Ｂを備える。実施の形態１０に係る生体情報検出装置において、生体情報算出部１１２は、イヤホンの装着検出部１１２Ａ、イヤホンの離脱検出部１１２Ｂの少なくとも一方を備えていてもよい。実施の形態１０に係る生体情報検出装置のその他の構成は、実施の形態１～３、５～９に係る生体情報検出装置２００、３００、及び６００と同様であるため、同一の符号を付すとともに、その説明を省略する。
Next, a tenth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 29 to 42. FIG.
In the biometric information detecting device according to the tenth embodiment, as shown in FIGS. 29 and 36, the configuration of the biometric
具体的には、イヤホンの装着検出部１１２Ａは、図２９に示すように、第１の微分算出部１１２Ｃ、第１の閾値処理部１１２Ｄ等を備える。また、イヤホンの離脱検出部１１２Ｂは、図３６に示すように、第２の微分算出部１１２Ｅ、第２の閾値処理部１１２Ｆ、移動平均処理部１１２Ｇ、波高数値化部１１２Ｈ、第３の閾値処理部１１２Ｉ等を備える。なお、図２９及び図３６において、生体情報算出部１１２のその他の構成は、図３若しくは図４に示す生体情報算出部１０９、又は図２１若しくは図２２に示す生体情報算出部１１１と同様であるため、図示を省略している。また、本実施の形態１０に係る生体情報検出装置は、実施の形態１～３、５～９に係るアナログ回路２１０、３１０、３１０Ａ、６１０、６１０Ａの何れかを用いて、被検者がイヤホンを装着したこと及び外したことを検出する。具体的には、アナログ回路２１０、３１０、３１０Ａ、６１０、６１０Ａの何れかから出力された電圧Δｅから、バンドパスフィルタ１０６、ＡＤＣ１０７、直交復調器１０８を経て同相成分Ｉと直交位相成分Ｑが生成される。そして、当該同相成分Ｉと直交位相成分Ｑが生体情報算出部１１２に入力される。以下の説明において、振幅成分Ａは、生体情報算出部１１２の振幅算出部１０９Ａによって同相成分Ｉから算出されたものであり、位相成分θは、生体情報算出部１１２の位相算出部１０９Ｄによって直交位相成分Ｑから算出されたものである。
Specifically, as shown in FIG. 29, the earphone
まず、被検者へのイヤホンの装着の検出処理について説明する。
図３０に被検者がイヤホンを装着する際の生体情報算出部１１２によって生成された振幅成分Ａの時間変化を示し、図３１に被検者がイヤホンを装着する際の生体情報算出部１１２によって生成された位相成分θの時間変化を示す。なお、図３０において、縦軸は振幅を示し、横軸は時間（秒）を示す。また、図３１において、縦軸は位相を示し、横軸は時間（秒）を示す。図３０及び図３１において、約１０秒のところで、振幅成分Ａ及び位相成分θが大きく変化している。このとき、被検者がイヤホンを装着した。当該振幅成分Ａ及び位相成分θの値の変化をより強調するため、第１の微分算出部１１２Ｃは、振幅成分Ａ及び位相成分θの時間微分処理を行う。
First, processing for detecting wearing of earphones on a subject will be described.
FIG. 30 shows the time change of the amplitude component A generated by the biological
具体的には、第１の微分算出部１１２Ｃは、振幅算出部１０９Ａによって算出された振幅成分Ａ及び位相算出部１０９Ｄによって算出された位相成分θを、例えば、１００フレーム分保持する。ここで、各フレームは１００Ｈｚで取得されるため、１００フレームは１秒分となる。
次に、第１の微分算出部１１２Ｃは、保持した１００フレームのうち、前半５０フレームの平均値と後半５０フレームの平均値を算出し、後半５０フレームの平均値から前半５０フレームの平均値を減算して、差分を算出する。
そして、第１の微分算出部１１２Ｃは、当該処理を繰り返すことにより、振幅成分Ａ及び位相成分θの時間微分処理を行う。
なお、保持するフレーム数は、生体情報算出部１１２に入力される同相成分Ｉと直交位相成分Ｑのサンプリングレートに応じて適宜決定されるものであり、例えば、１フレームであってもよく、１０００フレームであってもよい。
図３２に、振幅成分Ａを時間微分した結果の一例を示し、図３３に、位相成分θを時間微分した結果の一例を示す。
Specifically, the first
Next, the first
Then, the first
Note that the number of frames to be held is appropriately determined according to the sampling rate of the in-phase component I and the quadrature-phase component Q input to the biometric
FIG. 32 shows an example of the result of differentiating the amplitude component A with time, and FIG. 33 shows an example of the result of differentiating the phase component θ with time.
次に、第１の閾値処理部１１２Ｄは、図３２に示す振幅成分Ａが時間微分された結果、図３３に示す位相成分θが時間微分された結果に対して閾値処理を行うことにより、被検者がイヤホンを装着したか否かを判断する。以下、時間微分処理された振幅成分Ａを微分振幅値と称し、時間微分処理された位相成分θを微分位相値と称する。
Next, the first
図３４及び図３５を参照しながら、微分振幅値及び微分位相値の閾値処理について説明する。図３４は、微分振幅値の閾値処理を説明する図であり、図３５は、微分位相値の閾値処理を説明する図である。
図３４に示すように、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分振幅値と閾値Ａ及び閾値Ｂとの比較に基づいて、被検者がイヤホンを装着したか否かを判断する。具体的には、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分振幅値が閾値Ａを上回ってから所定時間内に閾値Ｂを下回った場合に、フラグを立てる。なお、微分振幅値が閾値Ａを上回ってから所定時間内に閾値Ｂを下回らなかった場合、微分振幅値が閾値Ａを上回った情報はリセットされる。また、当該所定時間は、例えば０秒以上１０秒以下程度の時間であればよい。
Threshold processing of the differential amplitude value and the differential phase value will be described with reference to FIGS. 34 and 35. FIG. FIG. 34 is a diagram for explaining threshold processing for differential amplitude values, and FIG. 35 is a diagram for explaining threshold processing for differential phase values.
As shown in FIG. 34, the first
同様に、図３５に示すように、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分位相値と閾値Ｃ及び閾値Ｄとの比較に基づいて、被検者がイヤホンを装着したか否かを判断する。具体的には、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分位相値が閾値Ｄを下回ってから所定時間内に閾値Ｃを上回った場合に、フラグを立てる。なお、微分位相値が閾値Ｄを下回ってから所定時間内に閾値Ｃを上回らなかった場合、微分位相値が閾値Ｄを下回った情報はリセットされる。また、当該所定時間は、例えば０秒以上１０秒以下程度の時間であればよい。
Similarly, as shown in FIG. 35, the first
そして、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分振幅値及び微分位相値の双方においてフラグが立った場合に、被検者がイヤホンを装着したと判断する。
なお、微分振幅値及び微分位相値の一方においてフラグが立ってから所定時間内に他方においてフラグが立たなかった場合、立てられたフラグの情報がリセットされる。また、当該所定時間は、例えば０秒以上１０秒以下程度の時間であればよい。
Then, the first
If one of the differential amplitude value and the differential phase value is flagged and the other is not flagged within a predetermined time, the information of the flag that is set is reset. Also, the predetermined time may be, for example, approximately 0 seconds or more and 10 seconds or less.
なお、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分振幅値及び微分位相値のどちらか一方においてフラグが立った場合に、被検者がイヤホンを装着したと判断してもよい。また、第１の閾値処理部１１２Ｄは、微分振幅値が閾値Ａを上回った場合、若しくは、微分振幅値が閾値Ｂを下回った場合、又は、微分位相値が閾値Ｄを下回った場合、若しくは、微分位相値が閾値Ｃを上回った場合に、被検者がイヤホンを装着したと判断してもよい。この場合、生体情報検出装置は、４つの閾値Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ全てについての閾値処理を行わなくても、被検者へのイヤホンの装着を検出することができるため、検出時間が短くて済む。
Note that the first
次に、被検者からのイヤホンの離脱の検出処理について説明する。
被検者からのイヤホンの離脱の検出は、被検者へのイヤホンの装着と異なり、振幅成分Ａと位相成分θとで異なるアルゴリズムで行われる。
まず、振幅成分Ａに基づく、被検者からのイヤホンの離脱の検出処理について説明する。図３７に、被検者がイヤホンを外した際の生体情報算出部１１２によって生成された振幅成分Ａの時間変化を示す。なお、図３７において、縦軸は振幅を示し、横軸は時間（秒）を示す。図３７において、約４２秒のところで、振幅成分Ａが大きく変化している。このとき、被検者がイヤホンを外した。当該振幅成分Ａの値の変化をより強調するため、第２の微分算出部１１２Ｅは、振幅成分Ａの時間微分処理を行う。ここで、時間微分処理の詳細の説明は、上記と同様であるため、省略する。
Next, processing for detecting detachment of the earphone from the subject will be described.
Detection of the removal of the earphone from the subject is performed using different algorithms for the amplitude component A and the phase component θ, unlike attachment of the earphone to the subject.
First, processing for detecting removal of the earphone from the subject based on the amplitude component A will be described. FIG. 37 shows the temporal change of the amplitude component A generated by the
図３８に、振幅成分Ａを時間微分した結果の一例を示す。図３７では、約５５秒において振幅成分Ａの振幅が下降し始めており、図３８では、約５５秒において微分振幅値が正から負に切り替わっている。図３７に示す振幅成分Ａの振幅の下降が所定時間継続した場合、被検者からイヤホンが外されたと判断することができる。そこで、第２の閾値処理部１１２Ｆは、微分振幅値が閾値Ｆを所定時間下回り続けた場合に、被検者からイヤホンが外されたと判断する。なお、図３８において、閾値Ｆは０である。また、当該所定時間は、例えば０秒以上１０秒以下程度の時間であればよい。
FIG. 38 shows an example of the result of time differentiation of the amplitude component A. In FIG. In FIG. 37, the amplitude of the amplitude component A begins to fall at about 55 seconds, and in FIG. 38, the differential amplitude value switches from positive to negative at about 55 seconds. When the amplitude of the amplitude component A shown in FIG. 37 continues to drop for a predetermined period of time, it can be determined that the earphone has been removed from the subject. Therefore, the second
次に、位相成分θに基づく、被検者からのイヤホンの離脱の検出処理について説明する。図３９に、被検者がイヤホンを外した際の生体情報算出部１１２によって生成された位相成分θの時間変化を示す。なお、図３９において、縦軸は位相を示し、横軸は時間（秒）を示す。また、図３９において、破線が位相値を示しており、時間が経過するにつれて緩やかに上昇していることがわかる。このような緩やかに変化する位相成分θから、波形の波の高さ、すなわち交流成分を抽出することは難しいため、移動平均処理部１１２Ｇは、位相成分θに対して移動平均処理を行う。図３９の実線は、破線で示す位相値に５点の移動平均を２０回かけた結果を示している。図３９の実線に示すように、位相成分θに対して移動平均処理を行うことにより、位相成分θから交流成分を除去することができる。そこで、移動平均処理部１１２Ｇは、破線で示す位相値から実線で示す値を減算して差分を算出することにより、位相成分θから交流成分を抽出する。
Next, processing for detecting removal of the earphone from the subject based on the phase component θ will be described. FIG. 39 shows temporal changes in the phase component θ generated by the
図４０に、被検者がイヤホンを装着している際の位相成分θの交流成分を示し、図４１に、被検者がイヤホンを装着していない際の位相成分θの交流成分を示す。図４０と図４１とを比較すると、位相成分θの波の高さが異なることがわかる。換言すれば、図４０に示す被検者がイヤホンを装着している際の位相成分θの交流成分には、脈拍に由来する変動が含まれており、図４１に示す被検者がイヤホンを装着していない際の位相成分θの交流成分には、脈拍に由来する変動が含まれていない。そこで、図４０に示す交流成分と図４１に示す交流成分とを比較するため、波高数値化部１１２Ｈは、図４０に示す交流成分及び図４１に示す交流成分の波の高さの数値化を行う。 FIG. 40 shows the AC component of the phase component θ when the subject wears the earphone, and FIG. 41 shows the AC component of the phase component θ when the subject does not wear the earphone. A comparison of FIG. 40 and FIG. 41 reveals that the wave heights of the phase component θ are different. In other words, the AC component of the phase component θ when the subject shown in FIG. The AC component of the phase component θ when the wearer is not wearing does not contain fluctuations due to pulse. Therefore, in order to compare the AC component shown in FIG. 40 and the AC component shown in FIG. conduct.
具体的には、波高数値化部１１２Ｈは、図４０及び図４１に示す交流成分の波形の凸ピークの高さと凹ピークの高さとの差分を波の高さとして算出することにより、当該交流成分の波の高さの数値化を行う。より具体的には、凸ピークの前後の凹ピークの高さの平均値と当該凸ピークの高さとの差分を算出してもよいし、凸ピークの前後の凹ピークのどちらか一方の高さと当該凸ピークの高さとの差分を算出してもよい。図４２に、位相成分θの交流成分の数値化された波の高さを示す。図４２において、縦軸は数値化された波の高さを示し、横軸は時間（秒）を示す。図４２において、３０秒から４０秒までの間は、被検者がイヤホンを装着しており、４０秒から４６秒の間において、被検者がイヤホンを外しており、４６秒以降では、被検者からイヤホンが離脱された状態である。図４２に示すように、位相成分θの交流成分の数値化された波の高さは、被検者がイヤホンを装着している場合（３０秒～４０秒）と、被検者がイヤホンを外している場合（４６秒以降）とでは、明らかに異なる。そこで、第３の閾値処理部１１２Ｉは、位相成分θの交流成分の数値化された波の高さが閾値Ｅを下回った場合に、被検者からイヤホンが外されたと判断する。
Specifically, the wave
上述したように、被検者からのイヤホンの離脱の検出は、被検者へのイヤホンの装着と異なり、振幅成分Ａと位相成分θとで異なるアルゴリズムで行われる。そのため、本実施の形態１０に係る生体情報算出部１１２は、振幅成分Ａ及び位相成分θの何れかに基づいて、被検者からイヤホンが外されたと判断してもよい。また、本実施の形態１０に係る生体情報算出部１１２は、振幅成分Ａ及び位相成分θの双方において、被検者からのイヤホンの離脱が検出された場合に、被検者からイヤホンが外されたと判断してもよい。
As described above, the removal of the earphone from the subject is detected using different algorithms for the amplitude component A and the phase component θ, unlike attachment of the earphone to the subject. Therefore, the
以上に説明した実施の形態１０に係る生体情報検出装置によれば、実施の形態１～３、５～９に係る生体情報検出装置１００～３００、５００、６００と同様の効果が得られるのは勿論のこと、振幅算出部１０９Ａによって同相成分Ｉから算出された振幅成分Ａ、及び、位相算出部１０９Ｄによって直交位相成分Ｑから算出された位相成分θの少なくとも一方に基づいて、被検者へのイヤホンの装着及び被検者からのイヤホンの離脱を検出することができる。そのため、イヤホンに近接センサ等を内蔵しなくても、被検者へのイヤホンの着脱を検出することができる。これにより、本実施の形態１０に係る生体情報検出装置は、低コスト、省スペース、省電力で被検者へのイヤホンの着脱を検出することができる。例えば、ワイヤレスイヤホン等、イヤホンにバッテリが内蔵されている場合に、近接センサによって被検者へのイヤホンの着脱を検出し、バッテリをＯＮ／ＯＦＦしているが、本実施の形態１０に係る生体情報検出装置では、近接センサを必要とせずに、バッテリのＯＮ／ＯＦＦを行うことが可能となる。
According to the biological information detection apparatus according to the tenth embodiment described above, the same effects as those of the biological
なお、本発明は上記実施の形態に限られたものではなく、趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更することが可能である。例えば、上記実施の形態１～３、５～１０では、ＤＡＣ１０２、２０１、２０３及びＡＤＣ１０７等を用いているが、信号生成部１０１、直交復調器１０８をアナログ回路で構成すれば、当該ＤＡＣ１０２、２０１、２０３及びＡＤＣ１０７を省略することができる。また、同様に、実施の形態４においても、信号生成部１０１をアナログ回路で構成すれば、ＤＡＣ１０２を省略することができる。
It should be noted that the present invention is not limited to the above embodiments, and can be modified as appropriate without departing from the scope of the invention. For example, in the first to third and fifth to tenth embodiments, the
また、上記実施の形態では、生体情報として、主に、脈拍と体温を検出する例を示したが、本発明に係る生体情報検出装置によって検出される生体情報は、脈拍及び体温に限定されるものではない。 In addition, in the above-described embodiment, an example of mainly detecting a pulse and a body temperature as biological information was shown, but the biological information detected by the biological information detecting device according to the present invention is limited to the pulse and the body temperature. not a thing
また、上記実施の形態において、生体情報検出装置は、イヤホン型又はワイヤレスイヤホン型の生体情報検出装置であってもよい。 In the above embodiments, the biometric information detection device may be an earphone type or wireless earphone type biometric information detection device.
１００，２００，３００，４００，５００，６００ 生体情報検出装置
１０１ 信号生成部
１０２，２０１，２０３ ＤＡＣ
１０３ 固定インピーダンス
１０４ イヤホンのインピーダンス、第１のインピーダンス
１０４Ａ 右耳用のイヤホンのインピーダンス、第１のインピーダンス
１０４Ｂ 左耳用のイヤホンのインピーダンス
１０５ 増幅器
１０６ バンドパスフィルタ
１０７，４０４，４０７ ＡＤＣ
１０８ 直交復調器
１０９，１１１，１１２ 生体情報算出部
１１１Ａ，１１１Ｂ 直流成分除去部
１１１Ｃ 体動成分除去部
１１２Ａ 装着検出部
１１２Ｂ 離脱検出部
１１０，２１０，３１０，３１０Ａ，５０２，６１０，６１０Ａ アナログ回路
２０２ １８０度移相器
２０４，３０１ 第２のインピーダンス
２０５，３０２ 第３のインピーダンス
２０６，３０３ 第４のインピーダンス
３０４ 差動増幅器
４０１ 包絡線検波部
４０２ コンデンサ
４０３ 増幅器
４０５ 脈拍算出部（生体情報算出部）
４０６ ローパスフィルタ
４０８ 温度算出部（生体情報算出部）
５０１ ハイパスフィルタ
６０１ 第１のバッファ
６０２ 第２のバッファ
６０３ 第１の抵抗
６０４ 第２の抵抗
６０５ 第３の抵抗
７００ 音声再生機
100, 200, 300, 400, 500, 600 biological
103
108
406 low-
501 high-
Claims (15)
イヤホンのインピーダンスを含んで構成される回路であって、前記信号生成部によって生成された前記交流信号が入力され、前記イヤホンの前記インピーダンスと前記回路の他の素子との間の電圧であって、前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧成分を含む電圧を出力するアナログ回路と、
前記アナログ回路から出力された前記電圧に基づいて、生体情報を算出する生体情報算出部と、
を備え、
前記アナログ回路は、ブリッジ回路であり、
前記ブリッジ回路は、第１のインピーダンス、第２のインピーダンス、第３のインピーダンス、第４のインピーダンスを備え、
前記第１のインピーダンスは前記イヤホンの前記インピーダンスであり、
前記第２のインピーダンス、前記第３のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスは固定インピーダンスであり、
前記信号生成部から前記交流信号の半値が前記第１のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間に入力され、前記交流信号の位相を反転させた反転信号の半値が前記第２のインピーダンスと前記第３のインピーダンスとの間に入力され、
前記ブリッジ回路は、前記第１のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスと前記第２のインピーダンス及び前記第３のインピーダンスとの間の電圧であって、前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧を出力する、生体情報検出装置。 a signal generator that generates an AC signal having a predetermined frequency;
A circuit comprising an impedance of an earphone, to which the AC signal generated by the signal generator is input, a voltage between the impedance of the earphone and other elements of the circuit, an analog circuit that outputs a voltage containing a voltage component corresponding to the amount of change in impedance of the earphone;
a biological information calculation unit that calculates biological information based on the voltage output from the analog circuit;
with
the analog circuit is a bridge circuit;
the bridge circuit comprises a first impedance, a second impedance, a third impedance and a fourth impedance;
the first impedance is the impedance of the earphone;
the second impedance, the third impedance and the fourth impedance are fixed impedances;
A half value of the AC signal is input between the first impedance and the fourth impedance from the signal generator, and a half value of an inverted signal obtained by inverting the phase of the AC signal is input between the second impedance and the fourth impedance. input between the third impedance and
The bridge circuit is a voltage between the first impedance and the fourth impedance and the second impedance and the third impedance and corresponds to the amount of change in the impedance of the earphone. Biometric information detection device for output .
イヤホンのインピーダンスを含んで構成される回路であって、前記信号生成部によって生成された前記交流信号が入力され、前記イヤホンの前記インピーダンスと前記回路の他の素子との間の電圧であって、前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧成分を含む電圧を出力するアナログ回路と、
前記アナログ回路から出力された前記電圧に基づいて、生体情報を算出する生体情報算出部と、
を備え、
前記アナログ回路は、ブリッジ回路であり、
前記ブリッジ回路は、第１のインピーダンス、第２のインピーダンス、第３のインピーダンス、第４のインピーダンスを備え、
前記第１のインピーダンスは前記イヤホンの前記インピーダンスであり、
前記第２のインピーダンス、前記第３のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスは固定インピーダンスであり、
前記信号生成部から前記交流信号が前記第２のインピーダンスと前記第３のインピーダンスとの間に入力され、前記第１のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間は接地されており、
前記ブリッジ回路は、前記第２のインピーダンス及び前記第３のインピーダンスと前記第１のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスとの間の電圧を出力し、
前記第２のインピーダンスと前記第１のインピーダンスとの間の入力電圧と、前記第３のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間の入力電圧との差分である前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧を出力する差動増幅器を更に備える、生体情報検出装置。 a signal generator that generates an AC signal having a predetermined frequency;
A circuit comprising an impedance of an earphone, to which the AC signal generated by the signal generator is input, a voltage between the impedance of the earphone and other elements of the circuit, an analog circuit that outputs a voltage containing a voltage component corresponding to the amount of change in impedance of the earphone;
a biological information calculation unit that calculates biological information based on the voltage output from the analog circuit;
with
the analog circuit is a bridge circuit;
the bridge circuit comprises a first impedance, a second impedance, a third impedance and a fourth impedance;
the first impedance is the impedance of the earphone;
the second impedance, the third impedance and the fourth impedance are fixed impedances;
the AC signal is input between the second impedance and the third impedance from the signal generator, and the first impedance and the fourth impedance are grounded;
the bridge circuit outputs a voltage between the second impedance and the third impedance and the first impedance and the fourth impedance;
the amount of change in the impedance of the earphone, which is the difference between the input voltage between the second impedance and the first impedance and the input voltage between the third impedance and the fourth impedance; A biological information detection device further comprising a differential amplifier that outputs a corresponding voltage .
イヤホンのインピーダンスを含んで構成される回路であって、前記信号生成部によって生成された前記交流信号が入力され、前記イヤホンの前記インピーダンスと前記回路の他の素子との間の電圧であって、前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧成分を含む電圧を出力するアナログ回路と、
前記アナログ回路から出力された前記電圧に基づいて、生体情報を算出する生体情報算出部と、
を備え、
前記アナログ回路は、ブリッジ回路であり、
前記ブリッジ回路は、第１のインピーダンス、第２のインピーダンス、第３のインピーダンス、第４のインピーダンスを備え、
前記第１のインピーダンスは前記イヤホンの前記インピーダンスであり、
前記第２のインピーダンス、前記第３のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスは固定インピーダンスであり、
前記信号生成部から前記交流信号が前記第２のインピーダンスと前記第３のインピーダンスとの間に入力され、前記第１のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとは接地されており、
音声再生機から前記イヤホンに入力される音声信号が前記第２のインピーダンスと前記第１のインピーダンスとの間に入力されるとともに、前記第３のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間に入力され、
前記ブリッジ回路は、前記第２のインピーダンス及び前記第３のインピーダンスと前記第１のインピーダンス及び前記第４のインピーダンスとの間の電圧を出力し、
前記第２のインピーダンスと前記第１のインピーダンスとの間の入力電圧と、前記第３のインピーダンスと前記第４のインピーダンスとの間の入力電圧との差分である前記イヤホンの前記インピーダンスの変化量に相当する電圧を出力する差動増幅器を更に備える、生体情報検出装置。 a signal generator that generates an AC signal having a predetermined frequency;
A circuit comprising an impedance of an earphone, to which the AC signal generated by the signal generator is input, a voltage between the impedance of the earphone and other elements of the circuit, an analog circuit that outputs a voltage containing a voltage component corresponding to the amount of change in impedance of the earphone;
a biological information calculation unit that calculates biological information based on the voltage output from the analog circuit;
with
the analog circuit is a bridge circuit;
the bridge circuit comprises a first impedance, a second impedance, a third impedance and a fourth impedance;
the first impedance is the impedance of the earphone;
the second impedance, the third impedance and the fourth impedance are fixed impedances;
the AC signal is input between the second impedance and the third impedance from the signal generator, and the first impedance and the fourth impedance are grounded;
An audio signal input from an audio player to the earphone is input between the second impedance and the first impedance, and input between the third impedance and the fourth impedance. ,
the bridge circuit outputs a voltage between the second impedance and the third impedance and the first impedance and the fourth impedance;
the amount of change in the impedance of the earphone, which is the difference between the input voltage between the second impedance and the first impedance and the input voltage between the third impedance and the fourth impedance; A biological information detection device further comprising a differential amplifier that outputs a corresponding voltage .
前記ハイパスフィルタを介して音声信号が前記イヤホンに入力される、請求項１、２、４、５の何れか一項に記載の生体情報検出装置。 A high pass filter ( HPF ; High Pass Filter) that has the predetermined frequency as a cutoff frequency and transmits frequencies higher than the cutoff frequency,
6. The biological information detecting device according to claim 1 , wherein an audio signal is input to said earphone via said high-pass filter.
前記生体情報算出部は、前記同相成分及び直交位相成分から振幅と位相とを算出し、前記振幅及び前記位相の少なくとも一方を用いて、生体情報を算出する、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の生体情報検出装置。 A quadrature demodulator that quadrature-demodulates the signal output from the analog circuit using the AC signal generated by the signal generation unit as a local signal to generate an in-phase component and a quadrature-phase component,
11. The biological information calculator according to any one of claims 1 to 10 , wherein the biological information calculator calculates an amplitude and a phase from the in-phase component and the quadrature-phase component, and calculates the biological information using at least one of the amplitude and the phase. 10. The biological information detecting device according to 1.
前記包絡線検波部から出力される包絡線検波信号の直流成分を除去するコンデンサと、
をさらに備え、
前記生体情報算出部は、前記コンデンサから出力される、直流成分が除去された包絡線検波信号を用いて、生体情報を算出する、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の生体情報検出装置。 an envelope detector for detecting an envelope of the signal output from the analog circuit;
a capacitor for removing a DC component of the envelope detection signal output from the envelope detection unit;
further comprising
The biological information detection according to any one of claims 1 to 10 , wherein the biological information calculation unit calculates the biological information using an envelope detection signal from which a DC component is removed, which is output from the capacitor. Device.
前記包絡線検波部から出力される包絡線検波信号の直流成分を透過するローパスフィルタ（ＬＰＦ；Ｌｏｗ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）と、
をさらに備え、
前記生体情報算出部は、前記ローパスフィルタから出力される、前記包絡線検波信号の直流成分を用いて、生体情報を算出する、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の生体情報検出装置。 an envelope detector for detecting an envelope of the signal output from the analog circuit;
a low pass filter (LPF) that transmits a DC component of the envelope detection signal output from the envelope detection unit;
further comprising
The biological information detecting device according to any one of claims 1 to 10 , wherein the biological information calculation unit calculates biological information using a DC component of the envelope detection signal output from the low-pass filter. .
前記生体情報算出部は、前記同相成分及び直交位相成分から振幅と位相とを算出し、
前記生体情報算出部によって算出された前記振幅及び前記位相の少なくとも一方に基づいて、被検者への前記イヤホンの着脱を検出する、請求項１乃至１１の何れか一項に記載の生体情報検出装置。 A quadrature demodulator that quadrature-demodulates the signal output from the analog circuit using the AC signal generated by the signal generation unit as a local signal to generate an in-phase component and a quadrature-phase component,
The biological information calculation unit calculates an amplitude and a phase from the in-phase component and the quadrature phase component,
The biological information detection according to any one of claims 1 to 11 , wherein attachment/detachment of the earphone to the subject is detected based on at least one of the amplitude and the phase calculated by the biological information calculation unit. Device.
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