CN102413761A

CN102413761A - 生物传感器装置

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Publication number: CN102413761A
Application number: CN2009801590817A
Authority: CN
Inventors: 志牟田亨; 高桥英司
Original assignee: Murata Manufacturing Co Ltd
Current assignee: Murata Manufacturing Co Ltd
Priority date: 2009-04-30
Filing date: 2009-12-08
Publication date: 2012-04-11
Anticipated expiration: 2029-12-08
Also published as: KR101307212B1; EP2425768A4; EP2425768B1; WO2010125705A1; JPWO2010125705A1; KR20120000569A; EP2425768A1; US20120071734A1; CN102413761B; US8897859B2; JP5146596B2

Abstract

本发明提供一种生物传感器装置，该生物传感器装置在用于检测与光电脉搏波信号有关的光检测信号的发光元件(8、9)和光接收元件(10)上，设有通过电容耦合而检测出与心电信号有关的电信号的透光性心电电极(19)和透光性绝缘膜(20)。当使用者使手指与透光性绝缘膜(20)的接触面(20A)相接触时，利用透光性心电电极(19)检测出与心电信号有关的电信号，同时利用光接收元件(10)接收从发光元件(8、9)照射到使用者的手指上的检测光的反射光，从而检测出与该反射光相对应的光检测信号。然后，从透光性心电电极(19)所检测出的电信号等获得心电信号，同时从光检测信号获得光电脉搏波信号，根据这些心电信号和光电脉搏波信号来生成生物信息。

Description

生物传感器装置

技术领域

本发明涉及一种生物传感器装置，检测生物体的心电信号及光电脉搏波信号，并根据这些信号来生成生物信息。

背景技术

通常，将心肌运动所产生的电信号进行差动放大而得到的心电信号(心电图信号)、通过以光学的方式检测因脉搏所引起的动脉血脉动而得到的光电脉搏波信号被用于心血管系统疾病的诊断等。

近年来，研究出了一种生物传感器装置，能够同时检测心电信号和光电脉搏波信号，从而得到心率、氧饱和度、脉搏波传输时间等生物信息。这种生物传感器装置在用于检测与心电信号有关的电信号的两个电极的其中一个电极或者两个电极上，设有用于检测光电脉搏波信号的光学探头。而且，光学探头具有发光器和光接收器，这些发光器和光接收器安装在电极表面上形成的凹处或孔中。

这种现有技术的生物传感器装置在使用者将手指放到各电极表面上时，通过各电极从手指检测出电信号，并从这些检测到的电信号获得心电信号。与此同时，安装在电极表面的凹处或孔中的发光器向手指照射检测光，并通过安装在电极表面的凹处或孔中的光接收器接收来自手指的检测光的反射光，从而获取与所接收的反射光对应的光电脉搏波信号(参照专利文献1)。

另一方面，为了提高从使用者的手指获得的光电脉搏波信号的SN比(信噪比)，最好限制发光器发出的检测光发散，使检测光向放在电极上的使用者的手指集中。

关于这一使发光二极管发出的光向特定方向集中的技术，已有在基板上设置具有凹形反射面的反射器，并在该反射器的凹部的底部设置发光二极管(参照专利文献2)。还有在基板上设置金属制的环，使其包围发光二极管，并沿着该环的内周面形成由Ag(银)类钎料构成的倒角部，将该倒角部用作为光反射面(参照专利文献3)。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利特开2006-158974号公报

专利文献2：日本实用新型专利实开昭62-79291号公报

专利文献3：日本专利特开2005-244121号公报

发明内容

此外，为了推进能够同时检测出心电信号和光电脉搏波信号的生物传感器装置的小型化，有一种方法是考虑减小用于检测与心电信号有关的电信号的电极的尺寸。但是，当减小电极的尺寸时，生物体(使用者的手指等)与电极之间的接触就会变得不稳定，心电信号的SN比会下降。

另外，为了推进上述生物传感器装置的小型化，还有一种方法是考虑缩短用于检测光电脉搏波信号的发光器与光接收器之间的距离。但是，当缩短发光器与光接收器之间的距离时，则光电脉搏波信号的SN比就会下降。

即，光接收器所接收的反射光中，包括了通过生物体表皮下的动脉的反射光、和在生物体表皮外表面反射的反射光。通过生物体表皮下的动脉的反射光中包含动脉血的脉动分量，将与该脉动分量对应的交流信号分量用作为光电脉搏波信号。另一方面，在生物体表皮外表面反射的反射光中不包含动脉血的脉动分量，与该反射光相对应的信号分量约为直流。

因此，如果缩短发光器与光接收器之间的距离，则光接收器所接收的反射光中，通过生物体表皮下的动脉的反射光相对于在生物体表皮外表面反射的反射光要减少。其结果是，在通过对光接收器所接收的反射光进行变换后得到的电信号中，对光电脉搏波信号有用的交流信号分量相对于光电脉搏波信号所不需要的直流信号分量减少。因此，噪声对光电脉搏波信号的影响变大，光电脉搏波信号的SN比下降。

另外，在上述专利文献1所记载的作为现有技术的生物传感器装置中，将发光器和光接收器安装在电极表面上形成的凹处或孔中，因此，会在电极表面形成凹凸，该凹凸有可能会使得使用者的手指等与电极之间的接触变得不稳定，从而导致心电信号的SN比下降。另外，在该生物传感器装置中，发光器的发光部位和光接收器的光接收部位是露出在电极的表面的，从而难以保护这些露出部位免受外部的摩擦或冲击。

另一方面，如上所述，为了提高从使用者的手指等获得的光电脉搏波信号的SN比，最好限制发光器发出的检测光发散，使检测光向放在电极上的使用者的手指集中。

但是，若为了实现这一目的而像上述现有技术那样在基板上设置反射器或环，则基板的面积会增大，从而难以实现生物传感器装置的小型化。另外，在生物传感器装置的制造工序中，需要增加在基板上设置反射器或环的工序，从而会增加生物传感器装置的制造成本。

此外，在采用专利文献3所记载的、沿着金属制的环的内周面形成由Ag类钎料构成的倒角部的技术时，为了形成倒角部，需要在600度以上的高温下进行处理。其结果导致以下问题：不能将上述技术应用于印刷布线板等，需要在将用于构成电路的元件安装到基板上之前进行钎焊，还需要有进行高温处理的设备等。

本发明是鉴于上述问题而完成的，其目的在于提供一种能够从生物体同时获得心电信号和光电脉搏波信号的小型生物传感器装置。

(1)为了解决上述问题，本发明的生物传感器装置包括：用于检测生物体的电信号的至少一对心电电极；设置在该至少一对心电电极上的绝缘膜，且该绝缘膜的与所述至少一对心电电极相抵接的面所相对的面成为与所述生物体相接触的接触面；向所述生物体照射光的发光器；接收该发光器所照射的光经所述生物体反射后的光的光接收器；以及具有心电信号检测部和光电脉搏波信号检测部的处理电路，所述心电信号检测部通过将所述生物体的电信号进行差动放大而生成心电信号，所述生物体的电信号是通过与所述绝缘膜的接触面相接触的所述生物体和所述至少一对心电电极的各心电电极之间的电容耦合而检测出的，所述光电脉搏波信号检测部基于所述发光器照射的光和所述光接收器接收的光，生成光电脉搏波信号，所述至少一对心电电极中的至少一个心电电极是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成的透光性心电电极，设置在该透光性心电电极上的绝缘膜是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料形成的透光性绝缘膜，经由所述透光性心电电极和所述透光性绝缘膜，从所述发光器向所述生物体照射光，并且用所述光接收器接收经所述生物体反射的光。

根据本发明，在例如使用者使双手的大拇指或中指等与透光性心电电极上的透光性绝缘膜的接触面、和另一个心电电极上的绝缘膜的接触面分别相接触时，利用其中一个手指与透光性心电电极的电容耦合而从其中一个手指检测出电信号，同时利用另一个手指与另一个心电电极的电容耦合而从另一个手指检测出电信号，并将这两个电信号进行差动放大，从而能够得到心电信号。

另外，发光器发出的光透过透光性心电电极和透光性绝缘膜，照射到与透光性绝缘膜的接触面相接触的使用者手指。而且，照射在使用者手指上的光经使用者的手指反射，该反射光透过透光性绝缘膜和透光性心电电极而被光接收器接收。然后，光接收器输出与所接收的光对应的光检测信号。从而能够从该光检测信号获得光电脉搏波信号。

这样，经由透光性心电电极和透光性绝缘膜，从发光器向生物体照射光，并且由光接收器接收经生物体反射的光，从而能够从生物体同时获得心电信号和光电脉搏波信号。而且，由于能够将用于获取心电信号的透光性心电电极和透光性绝缘膜、以及用于获取光电脉搏波信号的发光器和光接收器设置成在上下方向上重合，因此即使将心电电极的尺寸设定得足够大，又将发光器与光接收器之间的距离设定得足够长，也能实现生物传感器装置的小型化。因而，既能提高心电信号和光电脉搏波信号的SN比，又能力求实现生物传感器信号的小型化。

此外，由于将发光器和光接收器设置在透光性心电电极的下方，因此不需要像现有技术那样在电极表面形成用于安装发光器和光接收器的凹处或孔。从而，能够使各电极表面变平坦，并能够使使用者的手指与各电极表面的接触变稳定，能够提高心电信号的SN比。

另外，由于能够将发光器和光接收器设置在透光性心电电极和透光性绝缘膜的下方，因此透光性心电电极和透光性绝缘膜能起到作为发光器和光接收器的保护盖的作用。由此，能够保护发光器和光接收器免受外部的摩擦或冲击。

(2)本发明的生物传感器装置的所述发光器具有至少两个发光元件，分别照射波长范围互不相同的光。

根据本发明，通过设置至少两个发光元件，分别照射波长范围互不相同的光，从而能够测定生物体的氧饱和度。

(3)本发明的生物传感器装置的所述发光器、所述光接收器和构成所述处理电路的元器件中的至少一部分元器件分别安装在基板上，所述至少一部分元器件设置在所述发光器和所述光接收器各自的周围，在所述发光器和所述光接收器各自的周围形成有周壁反射器，利用在将所述至少一部分元器件安装到所述基板上时所形成的焊角来反射光。

根据本发明，利用设置在发光器和光接收器的周围的周壁反射器，使发光器发出的光向生物体(使用者的手指等)反射，从而能够使该光向生物体集中，同时使生物体反射的光向光接收器反射，从而能够使该光向光接收器集中。由此，能够提高从生物体获取的光电脉搏波信号的SN比。

而且，通过用设置在发光器和光接收器的周围的元器件的焊角来形成上述周壁反射器，从而不需要另外增加用于形成周壁反射器的专用元器件。因而，能够实现生物传感器装置的小型化，并且能够降低生物传感器装置的制造成本。

(4)本发明的生物传感器装置将所述至少一对心电电极的各心电电极与所述心电信号检测部的输入端子相连接，所述心电信号检测部将通过所述生物体与所述至少一对心电电极的各个心电电极之间的电容耦合而检测出的所述生物体的电信号进行差动放大，与该心电信号检测部的输入端子至少连接有一个箝位电路，该箝位电路具有至少一个高阻抗元件，将所述箝位电路的连接端的电位固定在一定的电位，并且使得从所述箝位电路的连接端来看所述心电信号检测部时的阻抗大于所述箝位电路的阻抗。

在利用心电电极与生物体的电容耦合来检测出生物体的电信号的情况下，当从心电电极看心电信号检测部时的输入阻抗较低时，生物体的电信号的频率范围中的损耗会变大，从而不能检测出该心电信号。

而在本发明中，由于使用高阻抗元件来构成箝位电路，并且将从箝位电路的连接端来看心电信号检测部的输入端时的阻抗设定为大于箝位电路的阻抗，因此能够降低生物体的电信号的频率范围中的损耗。另外，由于利用箝位电路能够固定心电信号检测部的输入端子的基准电位，因此生物体的电信号的中心电位的变动变小。因而，SN比变高，能够稳定地检测出生物体的电信号。

(5)本发明的生物传感器装置将所述至少一对心电电极中的至少一个心电电极和所述处理电路收纳在第一壳体内，将与收纳在该第一壳体内的所述心电电极相对且与生物体的第一部位相接触的绝缘膜设置成露出在该第一壳体的表面，将收纳在所述第一壳体内的所述心电电极以外的其它心电电极收纳在第二壳体内，并且经由从所述第一壳体引出的电缆而与所述处理电路进行电连接，将与该其它心电电极相对且与生物体的第二部位相接触的其它绝缘膜设置成露出在所述第二壳体的表面。

根据本发明，利用收纳在第一壳体内的心电电极，能够检测出生物体的第一部位的电信号。而且，利用收纳在第二壳体内的心电电极，能够检测出生物体的第二部位的电信号。另外，其它心电电极经由从第一壳体引出的电缆而与收纳在第一壳体内的处理电路进行电连接。因此，即使能够容易地检测出生物体的电信号的第一、第二部位的位置彼此离开，也能够将心电电极分别安装到这些部位上，能够提高电信号的检测精度。

(6)本发明的生物传感器装置不仅将经由电缆而与所述处理电路进行电连接的所述其它心电电极收纳在所述第二壳体内，还将向所述生物体的第二部位照射光的发光器、和接收该发光器照射的光经所述生物体反射的光的光接收器收纳在所述第二壳体内，所述其它心电电极是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成的透光性心电电极，设置在该透光性心电电极上的所述其它绝缘膜是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料形成的透光性绝缘膜，经由所述透光性心电电极和所述透光性绝缘膜，从所述发光器向所述生物体的第二部位照射光，并且用所述光接收器接收经所述生物体的第二部位反射的光。

根据本发明，在第二壳体中不仅收纳其它心电电极，还收纳发光器和光接收器。因此，利用发光器和光接收器，能够获得生物体的第二部位上的光电脉搏波信号。

(7)本发明的生物传感器装置也可以采用如下结构：包括：用于检测生物体的电信号的至少一对心电电极；设置在该至少一对心电电极上的绝缘膜，且该绝缘膜的与所述至少一对心电电极相抵接的面所相对的面成为与所述生物体相接触的接触面；向所述生物体照射光的发光器；接收该发光器所照射的光经所述生物体反射后的光的光接收器；以及具有心电信号检测部和光电脉搏波信号检测部的处理电路，所述心电信号检测部通过将所述生物体的电信号进行差动放大而生成心电信号，所述生物体的电信号是通过与所述绝缘膜的接触面相接触的所述生物体和所述至少一对心电电极的各心电电极之间的电容耦合而检测出的，所述光电脉搏波信号检测部基于所述发光器照射的光和所述光接收器接收的光，生成光电脉搏波信号，所述发光器具有至少两个发光元件，分别照射波长范围互不相同的光，所述至少一对心电电极中的至少一个心电电极是由对所述发光器的各发光元件照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成的透光性心电电极，设置在该透光性心电电极上的绝缘膜是由对所述发光器的各发光元件照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料形成的透光性绝缘膜，经由所述透光性心电电极和所述透光性绝缘膜，从所述发光器的各发光元件向所述生物体照射光，并且用所述光接收器接收经所述生物体反射的光，所述发光器的各发光元件、所述光接收器、和构成所述处理电路的元器件中的至少一部分元器件分别安装在基板上，所述至少一部分元器件设置在所述发光器的各发光元件和所述光接收器各自的周围，在所述发光器的各发光元件和所述光接收器各自的周围形成有周壁反射器，利用在将所述至少一部分元器件安装到所述基板上时所形成的焊角来反射光，所述至少一对心电电极的各心电电极与所述心电信号检测部的输入端子相连接，所述心电信号检测部将通过所述生物体与所述至少一对心电电极的各个心电电极之间的电容耦合而检测出的所述生物体的电信号进行差动放大，与该心电信号检测部的输入端子至少连接有一个箝位电路，该箝位电路具有至少一个高阻抗元件，将所述箝位电路的连接端的电位固定在一定的电位，并且使得从所述箝位电路的连接端来看所述心电信号检测部时的阻抗大于所述箝位电路的阻抗。

附图说明

图1是表示本发明实施方式1的生物传感器装置的立体图。

图2是表示处于使用者在进行测量的状态下的实施方式1的生物传感器装置的说明图。

图3是表示实施方式1的生物传感器装置的主视图。

图4是表示从图3中的箭头IV-IV方向来看时生物传感器装置中的透光性心电电极、透光性绝缘膜、基板、发光元件、光接收元件、表面安装元器件等的放大纵向剖视图。

图5是表示在去除了透光性密封体、透光性心电电极及透光性绝缘膜的状态下、实施方式1的生物传感器装置的发光元件和表面安装元器件的主视图。

图6是表示从图5中的箭头VI-VI方向来看时发光元件和表面安装元器件的剖视图。

图7是表示发光元件驱动电路的电路图。

图8是表示从与图3相同的方向来看时生物传感器装置的透光性心电电极、透光性绝缘膜等的放大图。

图9是表示实施方式1的生物传感器装置的电气结构的框图。

图10是表示实施方式2的生物传感器装置中的透光性心电电极、透光性绝缘膜、基板、发光元件、光接收元件、表面安装元器件等的纵向剖视图。

图11是表示实施方式3的生物传感器装置的电气结构的框图。

图12是表示图11中的心电信号滤波部、箝位电路等的电路图。

图13是表示生物体与心电电极之间的静电电容值和箝位电路的电阻值之间的关系的说明图。

图14是表示心电信号检测部的输入部中的信号损耗和与心电信号有关的电信号的频率之间的关系的频率特性图。

图15是表示当箝位电路的电阻值位于图13中的A区域内时、与心电信号有关的电信号及辐射噪声随时间变化的特性线图。

图16是表示当箝位电路的电阻值位于图13中的边界线X附近时、与心电信号有关的电信号及辐射噪声随时间变化的特性线图。

图17是表示当箝位电路的电阻值位于图13中的B区域内时、与心电信号有关的电信号及辐射噪声随时间变化的特性线图。

图18是表示实施方式4的生物传感器装置的电气结构的框图。

图19是表示图18中的心电信号滤波部、箝位电路等的电路图。

图20是表示本发明实施方式5的箝位电路的电路图。

图21是表示本发明实施方式6的箝位电路的电路图。

图22是表示将实施方式7的生物传感器装置安装在使用者身上的状态的说明图。

图23是对图22中的耳机的周围进行放大所示的说明图。

图24是表示变形例的生物传感器装置的心电电极的说明图。

具体实施方式

下面，根据附图，对本发明的实施方式进行说明。首先，根据图1～图9，说明本发明的实施方式1。

图1中，本发明实施方式1的生物传感器装置1能够从例如人的双手的大拇指同时检测出心电信号和光电脉搏波信号，并基于这些信号，生成心电图、心率、氧饱和度、脉搏波传输时间、加速度脉搏波、心率波动等生物信息，而且还能从脉搏波传输时间推测出血压，从心率波动推测出自律神经状态。使用者利用生物传感器装置1所提供的生物信息，能够对健康状态进行多方面的解析。另外，如图2所示，生物传感器装置1是能够轻便手持的既小又轻的移动型装置。

此外，为了便于说明，将图1中的箭头X所指的各方向记为左方、右方，将箭头Y所指的各方向记为(远离人手的)后方、(接近人手的)前方，将箭头Z所指的各方向记为上方、下方。

壳体2形成生物传感器装置1的外壳，用例如树脂形成。该壳体2由覆盖生物传感器装置1的下侧的下侧壳体3、和覆盖生物传感器装置1的上侧的上侧壳体4构成。

在壳体2的内侧，如图3所示，设有显示面板5，在上侧壳体4的上表面后侧，形成有开口部4A，使得能够看到显示面板5的显示画面，在该开口部4A中安装有树脂制的透明板即显示窗6。

而且，在上侧壳体4的上表面左前侧，形成有开口形状为方形的通光口4B，在该通光口4B中嵌入后述的透光性密封体18的上部。

图3、图4中，在壳体2内设有基板7。该基板7安装在下侧壳体3内。而且，在基板7上，其后侧装载有显示面板5，前侧装载有后述的发光元件8、9、光接收元件10、处理电路26等。

图4中，两个发光元件8、9是设置在基板7上的发光器。这各个发光元件8、9是例如发光二极管(LED)，与后述的光接收元件10一起用于从使用者的手指检测出与光电脉搏波信号有关的光检测信号。即，这各个发光元件8、9向与后述的透光性绝缘膜20的接触面20A相接触的使用者的手指照射用于检测光检测信号的检测光。此外，作为发光元件8、9也可以使用面发光型激光器(VCSEL)或谐振器型LED。

另外，这各发光元件8、9设置在通光口4B的下方，该通光口4B设置在上侧壳体4的左前侧。另外，各发光元件8、9受后述发光元件驱动部33(发光元件驱动电路14)的驱动。

此外，发光元件8和发光元件9分别发出具有不同波长范围的检测光。例如，发光元件8发出具有能够以高吸收度被氧化血红蛋白吸收的波长范围的检测光，发光元件9发出具有能够以高吸收度被脱氧化血红蛋白吸收的波长范围的检测光。

光接收元件10是设置在基板7上的光接收器。该光接收元件10由例如光电二极管构成。此外，作为光接收元件10也可以使用光电晶体管。另外，该光接收元件10设置在通光口4B的下方。而且，光接收元件10与发光元件8、9之间的距离在例如5mm～10mm的范围内。从而，光接收元件10接收从发光元件8、9照射来的检测光的反射光(即，检测光经与透光性绝缘膜20的接触面20A相接触的使用者的手指反射后的光)，将所接收的光转换为光检测信号，并将该光检测信号输出到处理电路26的光检测信号放大部34(参照图9)。

图5中，表面安装元器件11、12、13是晶体管、电阻和电容，它们一起构成包含在处理电路26的发光元件驱动部33中的发光元件驱动电路14。即，如图7所示，这些表面安装元器件11、12、13构成具有恒流电路和高频截止滤波电路的发光元件驱动电路14，用于驱动发光元件8、9并控制发光元件8、9的发光。

另外，这些表面安装元器件11、12、13在基板7上是以包围发光元件8、9的方式设置在发光元件8、9的周围，且在与发光元件8、9相对的位置上具有连接端子11A、12A、13A。而且，如图6所示，各表面安装元器件11、12、13通过将连接端子11A、12A、13A与设置在基板7上的电极焊盘15进行焊接，从而牢固地接合在基板7上，并与发光元件8、9及后述的运算处理部36等进行电连接(图6中仅图示了表面安装元器件13)。

在发光元件8、9的周围形成有周壁反射器16。该周壁反射器由将各表面安装元器件11、12、13安装到基板7上时所形成的焊角形成。即，用于连接各表面安装元器件11、12、13的连接端子11A、12A、13A的电极焊盘15向发光元件8、9延伸而形成。从而，通过将连接端子11A、12A、13A与电极焊盘15进行焊接，从而在连接端子11A、12A、13A与电极焊盘15之间因焊接时的焊料浸润而形成焊角，利用该焊角形成周壁反射器16。

此外，各焊角具有从连接端子11A、12A、13A向着发光元件8、9朝斜下方倾斜的斜面，该斜面构成周壁反射器16的反射面16A。该反射面16A即焊角斜面的倾斜角度最好是设定在例如约30度～60度的范围内。

从而，各周壁反射器16的反射面16A使得从发光元件8、9发出的检测光向着与透光性绝缘膜20的接触面20A相接触的使用者的手指进行反射。即，发光元件8、9大致是朝上发出检测光，但有一部分检测光在发光元件8、9的周围向左右方向和前后方向扩散。然而，上述扩散的检测光会照射到各周壁反射器16的反射面16A。从而使得扩散的检测光的方向变为朝上。结果导致检测光朝上集中，从而通过通光口4B。由此，照射到与透光性绝缘膜20的接触面20A相接触的使用者的手指的检测光的强度变大。

另外，如图4所示，在光接收元件10的周围也形成有这种周壁反射器16。即，如图4所示，在光接收元件10的周围，设置有表面安装元器件13、17等，构成处理电路26的一部分，利用将表面安装元器件13、17等安装到基板7上时形成的焊角，形成周壁反射器16。从而，在光接收元件10的周围形成的周壁反射器16使得经由与透光性绝缘膜20的接触面20A相接触的使用者的手指反射后的检测光的反射光向光接收元件10进行反射。

图4中，透光性密封体18在基板7上将发光元件8、9、光接收元件10、表面安装元器件11、12、13、17等进行密封。该透光性密封体18由对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料、例如透明的绝缘树脂等形成。即，透光性密封体18覆盖基板7的上表面上与上侧壳体4的通光口4B的开口形状大致对应的整片区域，将设置在该区域内的发光元件8、9、光接收元件10、表面安装元器件11、12、13、17等进行密封。

另外，透光性密封体18的上部嵌入通光口4B中。但是，在透光性密封体18的前侧端面的一部分与通光口4B的前侧内周面的一部分之间，形成有用于设置后述的透光性绝缘膜20的线路保护部20B、导线21及接地线22的间隙。

从而，该透光性密封体18起到作为支承体的作用，用于在发光元件8、9及光接收元件10的上方支承后述的透光性心电电极19和透光性绝缘膜20。

图3中，透光性心电电极19设置在透光性密封体18上。该透光性心电电极19是用于从使用者的左手大拇指检测出与心电信号有关的电信号的电极。该透光性心电电极19由对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成。例如，透光性心电电极19由ITO(氧化铟锡)类、ZnO(氧化锌)类、SnO₂(氧化锡)类、TiO₂(氧化钛)类、或镁基非氧化物类的透明导电材料、或透明导电树脂形成。这样，透光性心电电极19作为具有数μm～数十μm左右厚度的薄膜而设置在透光性密封体18的上表面。

另外，透光性心电电极19形成为例如一边的长度为10mm～30mm左右的方形。此外，透光性心电电极19也可以形成为直径在10mm～30mm左右的圆形或椭圆形。如图4所示，透光性心电电极19设置在发光元件8、9和光接收元件10的上方。

透光性绝缘膜20设置成覆盖透光性心电电极19的上表面。该透光性绝缘膜20由对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料、例如聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)或聚对苯二甲酸乙二醇脂(PET)、聚酰亚胺等透明的绝缘材料形成，其厚度为例如数μm～数十μm。而且，透光性绝缘膜20不仅仅覆盖透光性心电电极19的整个上表面，还覆盖透光性心电电极19的周围，从而将透光性心电电极19与空气隔断。

另外，在透光性绝缘膜20中，与透光性心电电极19相抵接的面所相对的面成为与使用者的大拇指相接触的接触面20A，当使用者的大拇指与接触面20A相接触时，通过该手指与透光性心电电极19的电容耦合，从该手指检测出与心电信号有关的电信号。

另外，如图3所示，在透光性绝缘膜20的前侧边缘部，设置有用于保护后述的导线21和接地线22的线路保护部20B。该线路保护部20B如图8所示，通过使透光性绝缘膜20的前侧边缘部的一部分向设置在基板7上的后述的连接器23延伸而形成。这样，线路保护部20B覆盖导线21和接地线22的表面。

导线21将透光性心电电极19与连接器23的信号端子之间进行电连接。该导线21由例如与透光性心电电极19相同的导电材料形成。如图4、图8所示，导线21的后端侧与透光性心电电极19相连接，前端侧与线路保护部20B一起通过形成在透光性密封体18的前侧端面与通光口4B的前侧内周面之间的间隙，向着壳体2内而朝下延伸，与连接器23的信号端子相连接。

接地线22位于导线21的左右方向两侧，分别距离该导线21有规定的间隔而配置。上述各接地线22由导电材料形成。而且，各接地线22从导线21的后端侧向着前端侧而与导线21平行地延伸，其前端与连接器23的接地端子相连接。由此通过用接地线22包围导线21，能够抑制在流过导线21的电信号中叠加辐射噪声。

连接器23设置在基板7上。该连接器23将导线21与设置在基板7上的后述的处理电路26的心电信号滤波部28相连接，并且将接地线22与设置在基板7上的接地部(未图示)相连接。即，在连接器23内，设有将导线21与心电信号滤波部28相连接的信号端子、以及将接地线22与基板7的接地部相连接的接地端子(这两个接地端子均未图示)。

图3中，心电电极24设置在上侧壳体4的上表面右前侧。该心电电极24是用于从使用者的右手大拇指检测出与心电信号有关的电信号的电极。该心电电极24由导电材料形成，其厚度及大小与透光性心电电极19大致相同。另外，心电电极24经由未图示的电线与处理电路26的心电信号滤波部29进行电连接。

此外，为了抑制在通过心电电极24检测出的电信号上叠加辐射噪声，最好用导电体隔着空间或绝缘体覆盖将心电电极24和心电信号滤波部29进行电连接的电线，并将该导电体接地。

绝缘膜25设置成覆盖心电电极24的上表面。该绝缘膜25由例如与透光性绝缘膜20相同的透明绝缘材料形成，其厚度与透光性绝缘膜20大致相同。而且，绝缘膜25不仅仅覆盖心电电极24的整个上表面，还覆盖心电电极24的周围，从而将心电电极24与空气隔断。

另外，在绝缘膜25中，与心电电极24相抵接的面所相对的面成为与使用者的大拇指相接触的接触面25A，当使用者的大拇指与接触面25A相接触时，通过该手指与心电电极24的电容耦合，从该手指检测出与心电信号有关的电信号。

此外，心电电极24也可以埋设在上侧壳体4的右前侧部位中。在这种情况下，由于上侧壳体4中位于心电电极24的上侧的部位起到作为绝缘膜的作用，因此也可以不设置绝缘膜25。

处理电路26设置在基板7上。如图9所示，该处理电路26大致由心电信号检测部27、光电脉搏波信号检测部32和运算处理部36构成。

即，心电信号检测部27生成使用者的心电信号。该心电信号检测部27包括两个心电信号滤波部28、29、基线变动抑制部30和差动放大部31。

这里，心电信号滤波部28通过导线21、连接器23的信号端子等而与透光性心电电极19相连接。另外，心电信号滤波部29也与此大致相同地与心电电极24相连接。这样，心电信号滤波部28、29减少从使用者双手的大拇指检测出的与心电信号有关的电信号中包含的噪声。

这里，心电信号滤波部28、29由例如低通滤波器构成。另外，为了减小差动放大部31所生成的心电信号的波形失真，最好增大心电信号滤波部28、29的输入阻抗，将其设为例如1GΩ～10TΩ。

基线变动抑制部30连接在心电信号滤波部28、29的后级，用来抑制从各心电信号滤波部28、29输出的与心电信号有关的电信号的基线(base line)的变动。

差动放大部31是连接在基线变动抑制部30的后级的差动放大电路，由例如包含运算放大器等的差动放大电路构成。此外，通常使用的运算放大器的输入阻抗在1GΩ以上。因此，差动放大器31的输入阻抗成为1GΩ以上。差动放大器31通过将从基线变动抑制部30输出的与心电信号有关的电信号进行差动放大，从而生成心电信号。即，差动放大部31将利用透光性心电电极19从使用者的左手大拇指检测出并经由心电信号滤波部28和基线变动抑制部30而输入的电信号、以及利用心电电极24从使用者的右手大拇指检测出并经由心电信号滤波部29和基线变动抑制部30而输入的电信号进行差动放大，从而生成心电信号。

另一方面，光电脉搏波信号检测部32与运算处理部36共同作用，生成使用者的光电脉搏波信号。该光电脉搏波信号检测部32包括发光元件驱动部33、光检测信号放大部34和脉搏波信号滤波部35。

这里，发光元件驱动部33驱动各发光元件8、9，并控制各检测光的发光功率、发光时刻等。图5～图7所示的发光元件驱动电路14构成发光元件驱动部33的一部分。

光检测信号放大部34与光接收元件10相连接，对光接收元件10所提供的光检测信号进行电流-电压转换，并将经电流-电压转换后的光检测信号进行放大。

脉搏波信号滤波部35连接在光检测信号放大部34的后级，去除从光检测信号放大部34输出的光检测信号中的噪声。脉搏波信号滤波部35具有低通滤波器，且根据需要具有高通滤波器。

运算处理部36是例如中央运算处理装置(CPU)，进行如下处理：控制发光元件8、9的检测光；从光检测信号提取出光电脉搏波信号；基于心电信号和光电脉搏波信号来生成生物信息；对生物传感器装置1进行整体控制等。

即，运算处理部36将用于控制发光元件8的检测光的脉冲信号即第一脉冲控制信号、和用于控制发光元件9的检测光的脉冲信号即第二脉冲控制信号提供给发光元件驱动部33，使发光元件8、9对应于这些脉冲控制信号发出脉冲状的光。由此，从发光元件8、9分别发出脉冲状的检测光。这里，第一脉冲控制信号与第二脉冲控制信号的相位互不相同。因此，发光元件8、9的检测光的发光时刻互不相同。

运算处理部36还进行如下处理：从光接收元件10经由光检测信号放大部34和脉搏波信号滤波部35而提供的光检测信号中，提取出光电脉搏波信号。运算处理部36通过进行与第一脉冲控制信号和第二脉冲控制信号的各个周期和相位同步的分时处理，来进行上述提取处理，从而从光检测信号中分别分离出与发光元件8的检测光相对应的光电脉搏波信号、和与发光元件9的检测光相对应的光电脉搏波信号。

然后，运算处理部36基于上述分离、提取出的光电脉搏波信号、和由差动放大部31生成的心电信号，生成心电图、心率、氧饱和度、脉搏波传输时间、加速度脉搏波、心率波动等生物信息。

本发明实施方式1的生物传感器装置1具有上述结构，下面对其动作进行说明。

如图2所示，当使用者使左手大拇指与透光性绝缘膜20的接触面20A相接触、使右手大拇指与绝缘膜25的接触面25A相接触时，利用左手大拇指与透光性心电电极19的电容耦合，而从透光性心电电极19检测出与心电信号有关的第一电信号，同时利用右手大拇指与心电电极24的电容耦合，而从心电电极24检测出与心电信号有关的第二电信号。然后，第一电信号和第二电信号分别通过心电信号滤波部28、29进行减噪，并利用基线变动抑制部30抑制基线变动后，利用差动放大部31进行差动放大。从而得到该使用者的心电信号，并将该心电信号提供给运算处理部36。

与此同时，从运算处理部36向发光元件驱动部33提供第一脉冲控制信号和第二脉冲控制信号，从而使发光元件8、9对应于这些脉冲控制信号，分别在不同的发光时刻发出不同波长范围的检测光。然后，这些检测光透过透光性密封体18、透光性心电电极19和透光性绝缘膜20，到达使用者的左手大拇指。接着，来自该大拇指的检测光的反射光透过透光性绝缘膜20、透光性心电电极19和透光性密封体18，到达光接收元件10。然后，光接收元件10接收该反射光，输出与该反射光对应的光检测信号。之后，该光检测信号利用光检测信号放大部34进行电流-电压转换后进行放大，再利用脉搏波信号滤波部35去除噪声后，提供给运算处理部36。

接着，运算处理部36基于第一脉冲控制信号和第二脉冲控制信号进行分时处理，从脉搏波信号滤波部35所提供的光检测信号中，分别分离、提取出与发光元件8的检测光相对应的光电脉搏波信号、和与发光元件9的检测光相对应的光电脉搏波信号。然后，运算处理部36基于上述分离、提取出的光电脉搏波信号、和由差动放大部31提供的心电信号，生成心电图、心率、氧饱和度、脉搏波传输时间、加速度脉搏波、心率波动等生物信息。这些生物信息显示在例如显示面板5的显示画面上。

如上所述，根据本发明实施方式1的生物传感器装置1，将用于获取心电信号的透光性心电电极19、和用于获取光电脉搏波信号的发光元件8、9及光接收元件10设置成在上下方向上重合，从而即使将透光性心电电极19的尺寸设定得足够大，又将发光元件8、9与光接收元件10之间的距离设定得足够长，也能实现生物传感器装置1的小型化。

而且，由于即使力求实现生物传感器装置1的小型化，也能将透光性心电电极19的尺寸设定得足够大，因此能够使使用者的大拇指与透光性心电电极19的接触变稳定，能够提高心电信号的SN比。

另外，由于即使力求实现生物传感器装置1的小型化，也能将发光元件8、9与光接收元件10之间的距离设定得足够长，因此能够提高光电脉搏波信号的SN比。即，通过将发光元件8、9与光接收元件10之间的距离设定得足够长，能够增加光接收元件10所接收的反射光中、通过使用者的手指表皮下的动脉的反射光相对于在使用者的手指表皮外表面上反射的反射光的比例。由此，与光接收元件10所接收的反射光相对应的光检测信号中，相对于光电脉搏波信号所不需要的直流信号分量，能够增加对光电脉搏波信号有用的交流信号分量，能够提高光电脉搏波信号的SN比。

另一方面，由于将发光元件8、9和光接收元件10设置在透光性心电电极19的下方，因此不需要像现有技术那样在电极表面形成用于安装发光元件和光接收元件的凹处或孔。从而，能够使各心电电极19、24变平坦，并能够使使用者的手指与各心电电极19、24的接触变稳定，能够提高心电信号的SN比。

另外，能够使设置在发光元件8、9和光接收元件10的上方的透光性心电电极19和透光性绝缘膜20起到作为发光元件8、9和光接收元件10的保护罩的作用。由此，能够保护发光元件8、9和光接收元件10免受外部的摩擦或冲击。

另外，通过设置两个发光元件8、9以分别照射波长范围互不相同的检测光，能够测定生物体的氧饱和度。

另外，利用在将设置于发光元件8、9和光接收元件10的周围的表面安装元器件11、12、13、17安装到基板7上时所形成的焊角，形成周壁反射器16，通过利用这些周壁反射器16使发光元件8、9的检测光及其反射光进行反射，从而能够使检测光向着与透光性绝缘膜20的接触面20A相接触的使用者的手指集中，还能使检测光的反射光向光接收元件10集中。从而，能够提高从使用者的手指获取的光电脉搏波信号的SN比。

而且，由于实现上述聚光效果，因此不需要另外增加用来形成周壁反射器16的专用元器件。从而，能够实现生物传感器装置1的小型化，并且能够降低生物传感器装置1的制造成本。

而且，通过使设置成包围发光元件8、9的表面安装元器件11、12、13成为构成发光元件驱动电路14的表面安装元器件，来驱动发光元件8、9并控制发光元件8、9的发光，从而能够使发光元件8、9发出的检测光的强度变稳定，能够提高从使用者的手指获得的光电脉搏波信号的SN比。

即，当设置成包围发光元件8、9的表面安装元器件11、12、13中包含构成驱动系统电路以外的电路的表面安装元器件时，有可能在驱动发光元件8、9的信号等上会叠加噪声，而因该噪声会导致发光元件8、9发出的检测光的强度不稳定。与之相反，通过使设置成包围发光元件8、9的表面安装元器件成为构成发光元件驱动电路的表面安装元器件11、12、13，从而能够防止在驱动发光元件8、9的信号等上叠加噪声，能够使发光元件8、9发出的检测光的强度变稳定。

另外，由于在心电电极19、24上设有绝缘膜20、25，因此心电电极19、24不会与人的手指等生物体相接触，而且心电电极19、24也不会暴露在空气中。从而，能够防止水分等附着在心电电极19、24上。由此，能够防止心电电极19、24劣化，并能提高生物传感器装置1的耐久性。

接下来，根据图10，说明本发明的生物传感器装置的实施方式2。对于与图4所示的实施方式1的生物传感器装置1的构成要素相同的构成要素，标注相同的标号，并省略其说明。

在上述实施方式1的生物传感器装置1中，如图4所示，通过在透光性密封体18的前侧端面与通光口4B的前侧内周面之间设置导线21，从而在透光性心电电极19与处理电路26的心电信号滤波部28之间进行电连接。

而实施方式2的生物传感器装置41中，如图10所示，通过使得对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的导电树脂(例如透明的导电树脂)流入透光性密封体42中形成的贯通孔42A，从而将设置在透光性密封体42上的透光性心电电极43与设置在基板7上的电极焊盘44进行电连接，并且将电极焊盘44经由基板7上的布线图案45而与心电信号滤波部28进行电连接。

即，利用对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的绝缘树脂(例如透明的绝缘树脂)形成透光性密封体42，该透光性密封体42在基板7上将发光元件8、9、光接收元件10、表面安装元器件11、12、13等进行密封，并在该透光性密封体42中，通过切割、激光加工、光刻或利用印刷的图案形成等方法，形成横截面形状为圆形、椭圆形或方形的贯通孔42A或贯通槽。另外，在基板7上与贯通孔42A的下端侧开口部相对应的区域中设置电极焊盘44，该电极焊盘44经由设置在基板7上的布线图案45而与心电信号滤波部28相连接。

然后，在透光性密封体42的上表面涂布对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的导电材料(例如透明的导电树脂)，形成导电树脂的薄膜。此时，使导电树脂的一部分流入贯通孔42A内，利用流入贯通孔42A内的导电树脂来将形成在透光性密封体42的上表面的导电树脂的薄膜与基板7上的电极焊盘44进行电连接。然后，使所涂布的导电树脂固化。由此，在透光性密封体42上形成有透光性心电电极43，并在贯通孔42A内形成了将透光性心电电极43与电极焊盘44彼此进行电连接的导电连接部43A。然后，在透光性心电电极43的上表面形成透光性绝缘膜46。

当使用者的左手大拇指与透光性绝缘膜46的接触面46A相接触时，通过该大拇指与透光性心电电极43之间的电容耦合，检测出与心电信号有关的电信号，该电信号经由导电连接部43A、电极焊盘44和布线图案45而提供给心电信号滤波部28。

根据具有上述结构的本发明实施方式2的生物传感器装置41，也能获得与上述本发明实施方式1的生物传感器装置1大致相同的作用效果。

接下来，根据图11～图17，说明本发明的实施方式3。实施方式3中，对于与所述实施方式1相同的构成要素，标注相同的标号，并省略其说明。

如图11所示，本发明实施方式3的生物传感器装置51具有处理电路52。而且，该处理电路52与实施方式1的处理电路26相同，大致由心电信号检测部53、光电脉搏波信号检测部32和运算处理部36构成。这里，心电信号检测部53与实施方式1的心电信号检测部27相同，包括后述的两个心电信号滤波部54、基线变动抑制部30和差动放大部31。

心电信号滤波部54设置在处理电路52的输入端侧，其输入端子54A成为心电信号检测部53的输入端子。即，心电信号滤波部54的输入端子54A分别与心电电极19、24相连接，且心电信号滤波部54的输出端子54B分别经由基线变动抑制部30而与差动放大部31的输入端相连接。由此，当人的大拇指与心电电极19、24上的绝缘膜20、25的接触面20A、25A相接触时，心电信号滤波部54减少利用上述人的大拇指与心电电极19、24的电容耦合而检测出的与心电信号有关的电信号中包含的噪声。

这里，心电信号滤波部54由例如低通滤波器构成。具体而言，如图12所示，心电信号滤波部54由将反相端子与输出端子间相连接的S-K(Sallen-Key)电路构成，包括例如运算放大器54C、在该运算放大器54C的同相端子与输入端子54A之间串联连接的第一电阻54D和第二电阻54E、在第一电阻54D和第二电阻54E之间的连接点与运算放大器54C的输出端子之间连接的第一电容器54F、以及在运算放大器54C的同相端子与接地之间连接的第二电容器54G。此时，心电信号滤波部54的截止频率取决于电阻54D、54E的电阻值R1、R2和电容器54F、54G的电容值C1、C2。

箝位电路55与心电信号滤波部54的输入端子54A相连接。该箝位电路55由作为直流恒压源的接地55A、和在该接地55A与输入端子54A之间连接的作为高阻抗元件的二极管55B、55C构成。此时，二极管55B、55C以面对面的状态串联连接，使得各二极管55B、55C的正向彼此相反。因此，二极管55B、55C的阴极相互连接，且二极管55B的阳极与接地55A相连接，二极管55C的阳极则与输入端子54A相连接。

因此，二极管55B对于电压高于接地电压的电信号具有反向特性，作为高阻抗具有例如100MΩ以上的电阻值R0。而二极管55C对于电压低于接地电压的电信号具有反向特性，作为高阻抗具有例如100MΩ以上的电阻值R0。箝位电路55将成为其连接端的输入端子54A的基准电位固定在一定的电压即接地电压。

这里，将从箝位电路55的连接端来看具有差动放大部31的心电信号检测部53时的阻抗设定为大于箝位电路55的阻抗(电阻值R0)的值。具体而言，箝位电路55的阻抗主要取决于二极管55B、55C的反向特性的电阻值R0。该电阻值R0通常比心电信号滤波部54的运算放大器54C的同相端子(输入端子)的输入阻抗1GΩ以上要小。因此，从心电电极19、24来看心电信号检测部53时的阻抗取决于二极管55B、55C的电阻值R0。

基于上述理由，接下来探讨二极管55B、55C的电阻值R0。当像生物传感器装置51那样利用生物体与心电电极19、24的电容耦合来测量与心电信号有关的电信号时，在心电信号滤波电路54的输入端子54A处的损耗取决于生物体与心电电极19、24之间的静电电容值C0及箝位电路55的电阻值R0。因此，如果静电电容值C0与电阻值R0选得不合适，就会在心电信号的频带中发生损耗。

这时，心电电极19、24的大小与作为生物体接触部分的指尖大致相同。因此，心电电极19、24是一边长为10mm～30mm左右的长方形或直径为10mm～30mm左右的椭圆形。另外，心电电极19、24被厚度为例如数μm～数十μm左右的绝缘膜20、25覆盖。因此，生物体与心电电极19、24之间产生的静电电容值C0为70pF～600pF左右。

对于上述静电电容值C0，为了能够检测出与心电信号有关的电信号，需要减小该电信号的波形失真，并减小辐射噪声的影响。当电阻值R0大于边界线X时，满足上述条件。即，当电阻值R0在图13中的B区域内时，满足上述条件。

具体而言，当电阻值R0在图13中的A区域内时，如图14中的特性线a所示，心电信号的频带0.1～200Hz中的损耗变大。在这种情况下，如图15所示，相对于无损耗的理想的与心电信号有关的电信号S0，与心电信号有关的电信号S的失真变大，从而不能检测出恰当的电信号。

而当电阻值R0在图13中的边界线X附近时，如图14中的特性线x所示，心电信号的频带0.1～200Hz中的损耗变小。在这种情况下，如图16所示，与心电信号有关的电信号S的失真也变小，电信号S的波形接近理想的电信号S0。而且，由于电阻值R0大于A区域，因此辐射噪声NG的影响也变小。由此，虽然难以检测出与心电信号有关的电信号的具体波形，但能够检测出心电信号的峰值。

当电阻值R0在图13中的B区域内时，如图14中的特性线b所示，心电信号的频带0.1～200Hz中的损耗进一步降低。在这种情况下，如图17所示，与心电信号有关的电信号S的波形与理想的电信号S0的波形大致相同地变化，电信号S的失真和辐射噪声NG的影响都进一步下降。结果是，为了减小与心电信号有关的电信号的失真，并且减小辐射噪声NG的影响，需要使电阻值R0包含在图13中的B区域内。即，需要使电阻值R0在例如100MΩ以上。

这里，一般箝位电路所使用的电阻元件的电阻值最大也不过是数MΩ左右，从而无法得到上述100MΩ以上的高阻抗。因此，在使用一般的电阻元件的情况下，与心电信号有关的电信号S的失真会变大，SN比会降低。对此，本实施方式的箝位电路55利用二极管55B、55C的反向特性，实现了作为电阻值R0在100MΩ以上的高阻抗。

具体而言，本实施方式中，根据心电电极19、24的大小而得到的与心电信号有关的电信号的电压在1～2mV左右。这时，如图12所示，若将二极管55B、55C面对面地相连接，则二极管55B、55C中的任一个二极管因反向特性而被施加1～2mV的反向电压。另一方面，二极管55B、55C的击穿电压通常在1V左右。因此，由于反向电压比击穿电压小得多，从而在二极管55B、55C中不会流过电流。其结果是，二极管55B、55C起到作为例如100MΩ以上的高阻抗元件的作用。从而，在本实施方式中，能够检测出失真小、且SN比高的良好的与心电信号有关的电信号S。

此外，上述来自外部的辐射噪声NG主要包括商用电源的噪声(50Hz或60Hz)及其高次谐波(50Hz或60Hz的整数倍)。这里，由于商用电源的噪声是同相地加在两个心电电极19、24上的，因此通过差动放大器31而互相抵消。除此以外的200Hz以上的噪声则被心电信号滤波部54去除。因此，将心电信号滤波部54的截止频率设定在200Hz以上的适当值。

根据具有上述结构的本发明实施方式3，能够获得与上述实施方式1大致相同的效果。另外，在利用心电电极19、24与生物体的电容耦合来检测出与心电信号有关的电信号的情况下，当从心电电极19、24来看心电信号检测部53时的输入阻抗较低时，与心电信号有关的电信号的频率范围中的损耗会变大，从而不能检测出心电信号。而且，当心电信号滤波电路54的输入端子54A的基准电位没有被固定时，与心电信号有关的电信号的中心电位的变动会变大，从而难以测量稳定的心电信号。对此，在实施方式3中，由于利用箝位电路55能够固定心电信号滤波电路54的输入端子54A的基准电位，因此能够减小与心电信号有关的电信号的中心电位的变动。因而，SN比变高，能够稳定地检测出与心电信号有关的电信号。

另外，由于使用作为高阻抗元件的二极管55B、55C来构成箝位电路55，并且将从箝位电路55的连接端来看心电信号检测部53的输入端时的阻抗设定为大于箝位电路55的阻抗(电阻值R0)，因此能够降低与心电信号有关的电信号的频率范围中的损耗。

接下来，根据图18和图19，说明本发明的实施方式4。实施方式4中，对于与所述实施方式1相同的构成要素，标注相同的标号，并省略其说明。

如图18所示，本发明实施方式4的生物传感器装置61具有处理电路62。而且，该处理电路62与实施方式1的处理电路26相同，大致由心电信号检测部63、光电脉搏波信号检测部32和运算处理部36构成。这里，心电信号检测部63与实施方式1的心电信号检测部27相同，包括后述的两个心电信号滤波部64、基线变动抑制部30和差动放大部31。

这里，心电信号滤波部64的输入端子64A成为心电信号检测部63的输入端子，并分别与心电电极19、24相连接。另一方面，滤波部64的输出端子64B分别经由基线变动抑制部30而与差动放大部31的输入端相连接。另外，心电信号滤波部64与例如实施方式3的心电信号滤波部54大致相同，由运算放大器64C、第一、第二电阻64D、64E和第一、第二电容器64F、64G构成Sallen-Key电路的低通滤波器。心电信号滤波部64设置在处理电路62的输入端侧，减少与心电信号有关的电信号中的噪声。

箝位电路65与心电信号滤波部64的输入端子64A相连接。该箝位电路部65由两个箝位电路66、67构成。

这里，第一箝位电路66由作为第一直流恒压源的接地66A、和在该接地66A与输入端子64A之间连接的作为第一高阻抗元件的二极管66B构成。这时，二极管66B的阳极与接地66A相连接，阴极与输入端子64A相连接。因此，二极管66B对于电压高于接地电压的电信号具有反向特性，作为高阻抗具有例如100MΩ以上的电阻值R0。

另一方面，第二箝位电路67由作为第二直流恒压源的例如运算放大器64C的驱动电压源67A、和在该驱动电压源67A与输入端子64A之间连接的作为第二高阻抗元件的二极管67B构成。这时，二极管67B的阳极与输入端子64A相连接，阴极与驱动电压源67A相连接。因此，二极管67B对于电压低于驱动电压源67A所产生的驱动电压Vcc的电信号具有反向特性，作为高阻抗具有例如100MΩ以上的电阻值R0。

这里，将从箝位电路66、67的连接端来看心电信号检测部53时的阻抗设定为大于箝位电路66、67的阻抗(电阻值R0)的值。具体而言，成为箝位电路66、67的阻抗的二极管66B、67B的反向特性的电阻值R0比心电信号滤波部64的运算放大器64C的同相端子(输入端子)的输入阻抗1GΩ以上要小。

箝位电路66、67将成为其连接端的输入端子64A的基准电位固定在驱动电压Vcc与接地电压之间预先决定的一定的电压。

根据具有上述结构的本发明实施方式4，能够获得与上述实施方式1、3大致相同的效果。特别是在实施方式4中，与心电信号滤波部64的输入端子64A连接了多个箝位电路66、67。因此，能够将心电信号滤波部64的输入端子64A的基准电位设定为在第一箝位电路66的接地电压与第二箝位电路67的驱动电压Vcc之间范围内的任意值。其结果是，在考虑了例如用心电信号滤波部64的运算放大器64C能够放大的范围以及与心电信号有关的电信号的大小等的情况下，能够将心电信号滤波部64的输入端子64A的基准电位设定为恰当的值。

此外，在上述实施方式3的箝位电路55中，两个二极管55B、55C各自的阴极相互连接。但是，本发明不限于此，也可以是例如图20所示的实施方式5中的箝位电路71那样，与接地71A相连接的两个二极管71B、71C的阳极相互连接。另外，也可以将面对面的二极管55B、55C或71B、71C作为一组，而串联连接多组。上述实施方式3、5中的二极管55B、55C、71B、71C也能够适用于实施方式4中的箝位电路66、67的二极管66B、67B(高阻抗元件)。

另外，在上述实施方式4的箝位电路66、67中，高阻抗元件采用单一二极管66B、67B的结构。但是，本发明不限于此，也可以是例如图21所示的实施方式6中的箝位电路81、82那样，与接地81A、驱动电压源82A分别串联连接多个二极管81B、82B，使得各二极管81B、82B的正向相同。在这种情况下，相邻的两个二极管81B、82B的阴极和阳极分别连接。从而，不仅二极管81B、82B的反向电流减小，还能够容易地增大箝位电路81、82的电阻值。

另外，在实施方式3～6中，作为高阻抗元件使用了二极管55B、55C、66B、67B、71B、71C、81B、82B，但也可以将例如双极型晶体管的基极与集电极短路从而利用基极-发射极之间的特性，还可以将场效应晶体管的栅极与源极短路从而利用栅极-源极之间的特性，来代替二极管55B、55C、66B、67B、71B、71C、81B、82B。

而且，作为高阻抗元件，也可以使用高电阻元件、高电阻半导体膜等。高电阻半导体膜的成膜有例如溅射法、CVD(化学气相沉积)法、MBE(分子束外延)法、蒸镀法等，但也可以使用其它成膜方法。作为高电阻半导体膜，有例如氧化物半导体膜，但也可以是其它高电阻半导体膜。另外，也可以使用硅、砷化镓等形成绝缘体基板，并且降低该基板的电阻来形成高阻抗元件。作为降低基板电阻的方法，可以考虑采用通过例如热扩散法、离子注入法等在基板中添加杂质的方法。

另外，在实施方式4中，心电电极19、24与相同的箝位电路66、67连接。但是，本发明不限于此，也可以是两个心电电极分别与不同的箝位电路连接。在这种情况下，与其中一个心电电极相连接的第一箝位电路的第一直流恒压源、和与另一个心电电极相连接的第一箝位电路的第一直流恒压源的电位可以互不相同。同样，与其中一个心电电极相连接的第二箝位电路的第二直流恒压源、和与另一个心电电极相连接的第二箝位电路的第二直流恒压源的电位也可以互不相同。另外，箝位电路66、67的二极管66B、67B的电阻值R0也可以是互不相同的值。

另外，在实施方式3、4中，用于去除辐射噪声的心电信号滤波部54、64由包含高输入阻抗的运算放大器54C、64C的有源滤波器构成，但也可以由省略了运算放大器的无源滤波器构成。

另外，在实施方式3、4中，将实施方式1的心电电极19、24与作为放大电路部的心电信号滤波部54、64及箝位电路55、66、67连接。但是，本发明不限于此，也可以是将实施方式2的透光性心电电极43与放大电路部及箝位电路部连接。

接下来，根据图22和图23，说明本发明的实施方式7。实施方式7中，对于与所述实施方式1相同的构成要素，标注相同的标号，并省略其说明。

如图22所示，本发明实施方式7的生物传感器装置101中，将处理电路26收纳在第一壳体的内部，该第一壳体是例如移动式音乐播放器、移动电话等移动设备102的外壳102A。该外壳102A用固定带102B安装在使用者的手臂等上。外壳102A中除了收纳处理电路26之外，还收纳有心电电极24。而且，外壳102A中还设有绝缘膜25，该绝缘膜25与心电电极24相对且露出在外壳102A的表面上，在作为与使用者的皮肤相接触的第一部位而与例如手臂表面相接触。此时，外壳102A中内置有从耳机103输出音乐、声音等的移动式音乐播放器等功能。

另一方面，透光性心电电极19、发光元件8、9和光接收元件10安装在与外壳102A分开设置的耳机103中。此时，耳机103具有安装在双耳上的扬声器外壳103A(图中仅示出了单耳的情况)，且扬声器外壳103A构成第二壳体。这些扬声器外壳103A具有内置了扬声器等的耳机芯片103B，且用头带130C相互连接，扬声器外壳103A具有弹性而从两侧轻轻地夹住头部。

另外，将透光性心电电极19、发光元件8、9和光接收元件10收纳在耳机103中安装在使用者的一只耳朵上的扬声器外壳103A的内部。此时，将透光性心电电极19、发光元件8、9和光接收元件10设置在扬声器外壳103A中例如使用者的耳垂前方部对应的位置上。而且，扬声器外壳103A中还设有透光性绝缘膜20，该透光性绝缘膜20与透光性心电电极19相对且露出在扬声器外壳103A的表面上，在作为与使用者的皮肤相接触的第二部位而与例如耳垂前方部相接触。这时，将透光性心电电极19的面积设定为与心电电极24的面积大致相同。

透光性心电电极19等经由从外壳102A引出的电缆104而与外壳102A内的处理电路26进行电连接。这时，为了减小来自周围环境和耳机103的辐射噪声的影响，电缆104最好由同轴线、对绞电缆等构成，并且最好与将耳机103和移动式声音播放器等之间连接起来的电缆形成为一体。

根据具有上述结构的本发明实施方式7，能够获得与上述实施方式1大致相同的效果。另外，当像实施方式1那样使双手的手指分别接触心电电极19、24来测量心电信号时，由于使用者的姿势是固定的，因此难以长时间连续地进行测量。而且，由于是有意识地去进行测量，因此存在不能在无意识的情况下测量生物体变化的问题。

而在实施方式7中，将处理电路26收纳在内置有移动式音乐播放器等功能的外壳102A中，在耳机103中设置透光性心电电极19，并且通过电缆104将两者进行电连接。因此，使用者可以一边听音乐等、一边进行心电测量。从而，不需要专用的测量设备，且不需要有意识地进行测量，就能连续地测量心电信号等。另外，由于是在耳朵和手臂之间测量心电信号，因此心电信号的电压较大，对来自周围环境的辐射噪声和身体活动噪声的承受力强，能够稳定地连续测量。

另外，由于透光性心电电极19、透光性绝缘膜20、发光元件8、9和光接收元件10装载在耳机103的扬声器外壳103A中，因此与装载在手臂上的情况相比，运动时的变动较小，而且能够在皮肤比手臂要薄的耳垂前方部检测出与心电信号有关的电信号和与光电脉搏波信号有关的光检测信号。因而，与在手臂等部位检测出这些信号时相比，能够减少运动时变动所产生的噪声，并且即使是在运动时，也能够以高SN比连续地测量光电脉搏波、氧饱和度、心电等。由此，由于不仅能够获得心率数、心跳间隔波动，还能获得由氧饱和度和脉搏波传输时间求出的血压波动、血管年龄的信息，因此，能够更加准确地推测紧张或兴奋的程度、运动给身体状况带来的变化。

此外，由于发光元件8、9和光接收元件10设置在透光性心电电极19等的下方，且透光性心电电极19等的表面是平坦的，因此，运动时所生成的汗水或污垢不会堆积在发光元件8、9和光接收元件10上。由此，能够稳定地进行测量，并且能够保护发光元件8、9和光接收元件10免受外部的摩擦或冲击。

此外，实施方式7中，在移动设备102的外壳102A中设有心电电极24，并且在耳机103的扬声器外壳103A中设有透光性心电电极19、透光性绝缘膜20、发光元件8、9和光接收元件10。但是，本发明不限于此，也可以例如在扬声器外壳103A中设置心电电极24，并且在外壳102A中设置透光性心电电极19、透光性绝缘膜20、发光元件8、9和光接收元件10。另外，也可以在外壳102A中仅收纳处理电路26，而在其中一个扬声器外壳103A中设置透光性心电电极19、透光性绝缘膜20、发光元件8、9和光接收元件10，并且在另外的部位而不是外壳102A中设置心电电极24，例如在另一个扬声器外壳103A中设置心电电极24。

另外，在实施方式7中，在移动设备102的外壳102A中设有心电电极24。但是，本发明不限于此，也可以例如图24所示的变形例那样，将心电电极24安装到鼠标111中，并且利用电缆104将鼠标111和耳机(未图示)之间相连接。该电缆104最好能够安装到鼠标111上或从鼠标111拆下来。此时，心电电极24设置在第一部位，即例如操作鼠标111的使用者的右手无名指所接触的部分。也可以利用鼠标外壳111A作为第一壳体，从而将处理电路26内置在其内部。此外，处理电路26也可以作为处理程序而安装在通过其它电缆112而与鼠标111相连接的计算机内。由此，在计算机进行操作时，不需要将移动设备102等安装在手臂等上。

另外，上述各实施方式的生物传感器装置1、41、51、61、101中设有分别发出不同波长范围的检测光的两个发光元件8、9，举出以此为例的情况，但本发明不限于此，发光元件的个数也可以在三个以上。另外，发光元件的个数也可以是一个。在发光元件的个数是一个的情况下，从生物传感器装置1、41、51、61、101中去掉利用氧化血红蛋白和脱氧化血红蛋白的吸收度的不同来测量氧饱和度的功能。

另外，在上述各实施方式中，是用一个光接收元件10接收从发光元件8、9发出的不同波长范围的两个检测光的反射光，并从与该接收的反射光相对应的光检测信号，提取出与发光元件8的检测光相对应的光电脉搏波信号、和与发光元件9的检测光相对应的光电脉搏波信号，以此为例，但本发明不限于此。也可以设置两个光接收元件，从与其中一个光接收元件所接收的反射光相对应的光检测信号中，提取出与发光元件8的检测光相对应的光电脉搏波信号，并从与另一个光接收元件所接收的反射光相对应的光检测信号中，提取出与发光元件9的检测光相对应的光电脉搏波信号。

另外，在上述各实施方式中，将发光元件8、9和光接收元件10设置在透光性心电电极19的下方，而该透光性心电电极19配置于壳体2的上表面左前侧，以此为例，但本发明不限于此。也可以将发光元件8、9和光接收元件10设置在配置于壳体2的上表面右前侧的心电电极的下方。在这种情况下，将配置于壳体2的上表面右前侧的心电电极和绝缘膜作为透光性心电电极和透光性绝缘膜。

另外，在上述各实施方式中，在基板7上利用透光性密封体18、42将发光元件8、9、光接收元件10和表面安装元器件11、12、13、17进行密封，并在该透光性密封体18、42上设置透光性心电电极19、43和透光性绝缘膜20、46，但本发明不限于此。也可以在发光元件8、9、光接收元件10和表面安装元器件11、12、13、17的上方，设置由对发光元件8、9照射的光的波长范围具有透光性的绝缘树脂(例如透明的绝缘树脂)形成的透光板，并在该透光板的上表面设置透光性心电电极19、43和透光性绝缘膜20、46。在这种情况下，透光板可以在基板7上由支承构件进行支承，也可以安装在通光口4B内或通光口4B上，并通过粘接剂等与通光口4B进行固定。

另外，在上述各实施方式中，将由恒流电路和高频截止滤波电路构成的发光元件驱动电路14的表面安装元器件11、12、13设置成包围发光元件8、9，以此为例，但本发明不限于此。也可以将用来驱动或控制发光元件8、9的其它表面安装元器件、例如过电流保护电路的过电流保护元件、高频截止滤波电路的高频截止滤波元件、线圈、二极管、运算放大器、开关元件、IC等设置成包围发光元件8、9。在上述那样设置其它表面安装元器件的情况下，设定各表面安装元器件在基板7上的布局，使得各表面安装元器件的连接端子也设置于与发光元件8、9相对的位置上。

另外，在上述各实施方式中，以移动式生物传感器装置1、41、51、61、101为例，但本发明不限于此。例如，也可以将生物传感器装置分为检测部分和运算处理部分，将检测部分形成作为移动式装置，而将运算处理部分形成作为例如台式装置，其中，检测部分具有发光元件8、9、光接收元件10、包围发光元件8、9和光接收元件10的表面安装元器件11、12、13、17、周壁反射器16、透光性密封体18、透光性心电电极19及透光性绝缘膜20等检测与心电信号有关的电信号和光检测信号所需的构成要素，运算处理部分具有处理电路26(表面安装元器件11、12、13、17除外)等对检测部分所检测出的与心电信号有关的心电信号及光检测信号进行信号处理从而进行生物信息生成处理所需的构成要素。在这种情况下，心电电极24和绝缘膜25可以设置在形成作为检测部分的装置上，也可以设置在形成作为运算处理部分的装置上。例如，当将心电电极24和绝缘膜25设置在形成作为运算处理部分的装置上时，最好将心电电极24和绝缘膜25构成为通过软电线能够与形成作为运算处理部分的装置相连接的电容耦合型心电电极探头。

另外，在上述各实施方式中，以设置两个心电电极19、24的情况为例，但本发明不限于此。也可以设置三个以上的心电电极。

另外，在上述各实施方式中，是使使用者双手的大拇指与心电电极19、24上的绝缘膜20、46、25的接触面20A、46A、25A相接触，并从这些大拇指检测出与心电信号有关的电信号和与光电脉搏波信号有关的光检测信号，以此为例，但本发明不限于此。也可以从生物体的其他部位检测出与心电信号有关的电信号和与光电脉搏波信号有关的光检测信号。

附图标记说明

1、41、51、61、101 生物传感器装置

7 基板

8、9 发光元件(发光器)

10 光接收元件(光接收器)

11、12、13、17 表面安装元器件

16 周壁反射器

19、43 透光性心电电极

20、46 透光性绝缘膜

20A、25A、46A 接触面

24 心电电极

25 绝缘膜

26 处理电路

27 心电信号检测部

28、29、54、64 心电信号滤波部

32 光电脉搏波信号检测部

36 运算处理部

55、71 箝位电路

55B、71B 二极管(高阻抗元件)

66、81 第一箝位电路

66B、81B 二极管(第一高阻抗元件)

67、82 第二箝位电路

67B、82B 二极管(第二高阻抗元件)

102 移动设备

102A 外壳(第一壳体)

103 耳机

103A 扬声器外壳(第二壳体)

104 电缆

111 鼠标

111A 鼠标外壳(第一壳体)

Claims

1.一种生物传感器装置，其特征在于，

包括：用于检测生物体的电信号的至少一对心电电极；设置在该至少一对心电电极上的绝缘膜，且该绝缘膜的与所述至少一对心电电极相抵接的面所相对的面成为与所述生物体相接触的接触面；向所述生物体照射光的发光器；接收该发光器所照射的光经所述生物体反射后的光的光接收器；以及具有心电信号检测部和光电脉搏波信号检测部的处理电路，所述心电信号检测部通过将所述生物体的电信号进行差动放大而生成心电信号，所述生物体的电信号是通过与所述绝缘膜的接触面相接触的所述生物体和所述至少一对心电电极的各心电电极之间的电容耦合而检测出的，所述光电脉搏波信号检测部基于所述发光器照射的光和所述光接收器接收的光，生成光电脉搏波信号，

所述至少一对心电电极中的至少一个心电电极是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成的透光性心电电极，设置在该透光性心电电极上的绝缘膜是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料形成的透光性绝缘膜，经由所述透光性心电电极和所述透光性绝缘膜，从所述发光器向所述生物体照射光，并且用所述光接收器接收经所述生物体反射的光。

2.如权利要求1所述的生物传感器装置，其特征在于，

所述发光器具有至少两个发光元件，分别照射波长范围互不相同的光。

3.如权利要求1所述的生物传感器装置，其特征在于，

所述发光器、所述光接收器和构成所述处理电路的元器件中的至少一部分元器件分别安装在基板上，所述至少一部分元器件设置在所述发光器和所述光接收器各自的周围，在所述发光器和所述光接收器各自的周围形成有周壁反射器，利用在将所述至少一部分元器件安装到所述基板上时所形成的焊角来反射光。

4.如权利要求1所述的生物传感器装置，其特征在于，

所述至少一对心电电极的各心电电极与所述心电信号检测部的输入端子相连接，所述心电信号检测部将通过所述生物体与所述至少一对心电电极的各个心电电极之间的电容耦合而检测出的所述生物体的电信号进行差动放大，

与该心电信号检测部的输入端子至少连接有一个箝位电路，该箝位电路具有至少一个高阻抗元件，

将所述箝位电路的连接端的电位固定在一定的电位，并且使得从所述箝位电路的连接端来看所述心电信号检测部时的阻抗大于所述箝位电路的阻抗。

5.如权利要求1所述的生物传感器装置，其特征在于，

所述至少一对心电电极中的至少一个心电电极和所述处理电路收纳在第一壳体内，

将与收纳在该第一壳体内的所述心电电极相对、且与生物体的第一部位相接触的绝缘膜设置成露出在该第一壳体的表面，

将收纳在所述第一壳体内的所述心电电极以外的其它心电电极收纳在第二壳体内，并且经由从所述第一壳体引出的电缆而与所述处理电路进行电连接，

将与该其它心电电极相对、且与生物体的第二部位相接触的其它绝缘膜设置成露出在所述第二壳体的表面。

6.如权利要求5所述的生物传感器装置，其特征在于，

不仅将经由电缆而与所述处理电路电连接的所述其它心电电极收纳在所述第二壳体内，还将向所述生物体的第二部位照射光的发光器、和接收该发光器照射的光经所述生物体反射的光的光接收器收纳在所述第二壳体内，

所述其它心电电极是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成的透光性心电电极，设置在该透光性心电电极上的所述其它绝缘膜是由对所述发光器照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料形成的透光性绝缘膜，经由所述透光性心电电极和所述透光性绝缘膜，从所述发光器向所述生物体的第二部位照射光，并且用所述光接收器接收经所述生物体的第二部位反射的光。

7.一种生物传感器装置，其特征在于，

所述发光器具有至少两个发光元件，分别照射波长范围互不相同的光，

所述至少一对心电电极中的至少一个心电电极是由对所述发光器的各发光元件照射的光的波长范围具有透光性的导电材料形成的透光性心电电极，

设置在该透光性心电电极上的绝缘膜是由对所述发光器的各发光元件照射的光的波长范围具有透光性的绝缘材料形成的透光性绝缘膜，

经由所述透光性心电电极和所述透光性绝缘膜，从所述发光器的各发光元件向所述生物体照射光，并且用所述光接收器接收经所述生物体反射的光，

所述发光器的各发光元件、所述光接收器、和构成所述处理电路的元器件中的至少一部分元器件分别安装在基板上，所述至少一部分元器件设置在所述发光器的各发光元件和所述光接收器各自的周围，

在所述发光器的各发光元件和所述光接收器各自的周围形成有周壁反射器，利用在将所述至少一部分元器件安装到所述基板上时所形成的焊角来反射光，