CN105307563B - 生物传感器 - Google Patents

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Abstract

提供一种生物传感器，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。生物传感器(1)包括：驱动信号生成部(97)，该驱动信号生成部(97)生成脉冲状的驱动信号；发光元件(10)，该发光元件(10)根据所生成的驱动信号来进行发光；光接收部(5)，该光接收部(5)具有输出与接收到的光的强度相应的检测信号的光接收元件(20)以及对光接收元件(20)输出的检测信号进行放大的放大部(30)；滤波部(50)，该滤波部(50)从由光接收部(5)输出的检测信号去除脉搏波分量来获取基线信号；以及差动放大部(70)，该差动放大部(70)获得光接收部(5)输出的检测信号与滤波部(50)获取的基线信号之间的差分并进行放大。

Description

生物传感器
技术领域
本发明涉及检测生物信息的生物传感器。
背景技术
以往，公知如下光电脉搏波计、脉搏血氧仪等，它们例如利用血液中的血红蛋白吸收可见光～红外光的特性，通过光电二极管(光接收元件)获取由发光二极管(发光元件)射出并透过手指等生物体或被生物体所反射的光的强度变化，以作为光电脉搏波信号(例如，参照专利文献1、2)。然而，有时会有来自发光二极管以外的外来光(例如太阳、荧光灯等的光)进入光电二极管。此外，有时由发光二极管射出但未透过生物体或未被生物体反射而到达光电二极管的光(杂散光)进入到光电二极管。因此，本来想要检测的光即透过生物体的光或被生物体反射的光与外来光和杂散光发生重叠，从而有可能导致检测信号的SN比降低。
其中，专利文献1公开了如下脉搏血氧仪，其通过减去与脉动分量(脉搏波分量)以外的非变动(DC)分量相对应的电平的基准电压，从而改善检测信号的SN比。该脉搏血氧仪包括第一光源和第二光源(发光元件)、以及光电二极管(光接收元件)。电流电压转换电路以基准电压(Vrefl)为基准将光电二极管的光接收输出(电流信号)转换成电压信号，利用放大电路(放大器)进行放大。由A/D转换电路将放大后的电压信号转换成数字信号，并输入到运算装置。运算装置基于上述数字信号计算并生成与脉动分量(脉搏波分量)以外的非变动(DC)分量对应的电平的基准电压。将该基准电压提供给电流电压转换电路，并从作为光接收输出的电流信号减去该基准电压。由此，将脉动分量的电压信号作为检测信号进行输出。
专利文献2公开了考虑噪声分量的变动来改变放大电路的基准电压的脉搏波放大装置。该脉搏波放大装置包括：具有发光元件和光接收元件的脉搏波检测传感器；生成脉搏脉冲的脉搏脉冲生成电路；将脉搏波检测传感器的输出转换成模拟信号的转换电路；放大电路，该放大电路与脉搏脉冲同步地采样并保持模拟信号、且将该采样并保持的值作为基准电压来对模拟信号所包含的脉搏波信号进行放大；DC存储电路，该DC存储电路与脉搏脉冲相同步地将由放大电路输出的脉搏波信号的DC电平进行恢复。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利特开2009－66119号公报
专利文献2：日本专利特开2010－166963号公报
发明内容
发明所要解决的技术问题
根据专利文献1所记载的脉搏血氧仪，即使重叠有外来光、杂散光等来入射到光接收元件，通过减去上述基准电压，从而只要噪声分量不发生变动则可改善检测信号的SN比。然而，在专利文献1所记载的脉搏血氧仪中，在因外来光变化或人体动作引起的杂散光变化，而使得噪声分量变动的情况下，难以去除变动的噪声分量。因此，外来光等噪声分量发生变动的情况下，所能获得的光电脉搏波信号的SN比有可能降低。
对此，在专利文献2所记载的脉搏波放大装置中，针对每一脉搏脉冲根据噪声分量变动来设定基准电压，从而对脉搏波信号进行放大。然而，噪声分量在脉搏脉冲的一个周期的中途发生变动的情况下，无法追随该变动。因此，外来光等噪声分量发生变动的情况下，所能获得的光电脉搏波信号的SN比有可能降低。
本发明是为了解决上述问题而完成的，其目的在于提供一种生物传感器，即便外来光等噪声分量发生变动，该生物传感器也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
解决技术问题所采用的技术方案
本发明所涉及的生物传感器的特征在于，包括：驱动信号生成单元，该驱动信号生成单元生成驱动信号；发光元件，该发光元件根据由驱动信号生成单元所生成的驱动信号来进行发光；光接收元件，该光接收元件输出与所接收到的光的强度相对应的检测信号；基线信号获取单元，该基线信号获取单元从由光接收元件输出的检测信号去除脉搏波分量来获取基线信号；以及差分获取单元，该差分获取单元获得检测信号与由基线信号获取单元获取的基线信号之间的差分。
根据本发明所涉及的生物传感器，从检测信号去除脉搏波分量并将剩下的噪声分量获取为基线信号。因此，例如人体动作或外来光的变化引起检测信号所重叠的噪声分量发生变动的情况下，基线信号跟踪该噪声分量来变化。因此，通过获得检测信号与基线信号之间的差分，能将噪声分量去除，能检测出检测信号包含的光电脉搏波信号(脉搏波分量)。由此，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
根据本发明所涉及的生物传感器，优选为进一步包括包络线提取单元，该包络线提取单元提取出由光接收元件输出的检测信号的包络线，驱动信号生成单元生成脉冲状的驱动信号，基线信号获取单元从由包络线提取单元提取出的检测信号的包络线去除脉搏波分量来获取基线信号。
在这种情况下，由于利用脉冲状的驱动信号来对发光元件进行闪烁驱动，因此，与始终点亮的情况相比，能降低功耗。此外，通过提取出光接收元件输出的检测信号的包络线，能从脉冲状检测信号转换成表示包络线的连续波形的信号。然后，从检测信号的包络线去除脉搏波分量，从而获取连续波形的基线信号。即，上述连续波形的基线信号是去除脉搏波分量后的噪声分量，因此，能跟踪该噪声分量的变动。因此，通过获得脉冲状检测信号与基线信号之间的差分，能将噪声分量去除，能获取检测信号包含的脉冲状的光电脉搏波信号(脉搏波分量)。
本发明所涉及的生物传感器的特征在于，包括：驱动信号生成单元，该驱动信号生成单元生成脉冲状的驱动信号；发光元件，该发光元件根据由驱动信号生成单元所生成的驱动信号来进行发光；光接收元件，该光接收元件输出与所接收到的光的强度相对应的检测信号；包络线提取单元，该包络线提取单元提取出由光接收元件输出的检测信号的包络线；基线信号获取单元，该基线信号获取单元从由包络线提取单元提取出的检测信号的包络线去除脉搏波分量来获取基线信号；以及差分获取单元，该差分获取单元获得检测信号的包络线与由基线信号获取单元获取的基线信号之间的差分。
根据本实施方式所涉及的生物传感器，由于利用上述的脉冲状的驱动信号来使发光元件进行闪烁驱动，因此，与始终点亮的情况相比，能降低功耗。此外，通过提取出检测信号的包络线，能从脉冲状的检测信号转换成表示包络线的连续波形的信号。然后，从检测信号的包络线去除脉搏波分量，从而获取连续波形状的基线信号。因此，通过获得连续波形的检测信号的包络线与基线信号之间的差分，能将噪声分量去除，能获取检测信号的包络线包含的连续波形的光电脉搏波信号(脉搏波分量)。由此，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
根据本发明所涉及的生物传感器，优选进一步包括高通滤波器，该高通滤波器使光接收元件输出的检测信号中的、包含脉搏波分量的规定频率以上的检测信号选择性通过，包络线提取单元提取出通过了高通滤波器的检测信号的包络线。
由此，利用高通滤波器能使光接收元件输出的检测信号中的、包含脉搏波分量的规定频率以上的检测信号选择性通过。即，与脉搏波分量相比在时间轴上变化较少的噪声分量由高通滤波器所去除。其结果是，能提高检测信号的SN比，因此，能增大放大电路的放大率。然后，从通过高通滤波器的检测信号提取出该检测信号的包络线，从该检测信号的包络线去除脉搏波分量来获取基线信号。因此，获得SN比经过改善的检测信号和基线信号之间的差分，从而能进一步高精度地去除噪声分量。
根据本发明所涉及的生物传感器，优选为包络线提取单元具有理想二极管电路，该理想二极管将二极管正向压降等效为零，利用理想二极管电路对由光接收元件输出的检测信号进行整流之后去除高频分量，从而提取出检测信号的包络线。
其中，若利用通常的二极管对检测信号进行包络线检测，则因二极管的非线性性的影响，包络线输出(脉搏波波形)会发生失真。然而，在该情况下，由于使用了将二极管的正向压降等效为零的理想二极管电路，因此，能消除通常的二极管所具有的非线性性，并能防止包络线输出(脉搏波波形)的失真。
此外，在本发明所涉及的生物传感器中，理想二极管电路优选具有：运算放大器，该运算放大器输入有由光接收元件输出的检测信号；以及二极管，该二极管的阳极端子连接至运算放大器的输出端子，阴极端子连接至理想二极管电路的输出及运算放大器的反馈回路。
由此，将二极管引入到运算放大器的反馈回路内，从而能将二极管的非线性性、温度特性压缩(即改善)为路径增益分之一。其结果是，能实现上述理想二极管电路。
本发明所涉及的生物传感器中，基线信号获取单元优选为选择性阻止检测信号中的、包含脉搏波分量的频带的检测信号通过以获取基线信号的带阻滤波器。
在该情况下，利用带阻滤波器，阻止检测信号中的、包含脉搏波分量的频带的检测信号通过来去除，从而获取基线信号。即，基线信号是去除脉搏波分量后的噪声分量，因此，能跟踪该噪声分量的变动。由此，通过获得检测信号与基线信号之间的差分，能去除噪声分量。
本发明所涉及的生物传感器中，基线信号获取单元优选为使检测信号中的、包含脉搏波分量的频率以下的检测信号选择性通过来获取基线信号的低通滤波器。
在该情况下，利用低通滤波器，使检测信号中的、包含脉搏波分量的频率以下的检测信号通过，从而获取基线信号。即，包含脉搏波分量的频率以上的检测信号被去除。即，基线信号是去除脉搏波分量后的噪声分量，因此，能跟踪该噪声分量的变动。由此，通过获得检测信号与基线信号之间的差分，能去除噪声分量。
此外，本发明所涉及的生物传感器优选包括振幅调整单元，该振幅调整单元基于由基线信号获取单元获取的基线信号的振幅，对输入至差分获取单元的信号的振幅进行调整。
由此，能基于基线信号的振幅，对输入至差分获取单元的信号的振幅进行调整。因此，例如在基线信号的振幅发生衰减而降低的情况下，能根据基线信号的振幅，将光接收元件输出的检测信号的振幅调整为较低。由此，通过获取检测信号与基线信号之间的差分，能有效去除噪声分量，能进一步改善光电脉搏波信号(脉搏波分量)的SN比。
发明效果
根据本发明，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
附图说明
图1是表示实施方式1所涉及的生物传感器的结构的框图。
图2是构成实施方式1所涉及的生物传感器的脉搏波检测部的电路图。
图3是表示实施方式1所涉及的生物传感器的各节点的信号波形的图。
图4是用于说明生物传感器中光接收元件所接收的光电脉搏波信号的分量的图。
图5是构成变形例所涉及的生物传感器的带阻滤波电路图的一个示例。
图6是表示实施方式2所涉及的生物传感器的结构的框图。
图7是表示实施方式2所涉及的生物传感器的各节点的信号波形的图。
图8是表示实施方式3所涉及的生物传感器的结构的框图。
图9是表示实施方式3所涉及的生物传感器的各节点的信号波形的图。
图10是表示实施方式4所涉及的生物传感器的结构的框图。
图11是构成实施方式4所涉及的生物传感器的脉搏波检测部(包络线提取部)的电路图。
图12是表示理想二极管电路的V-I特性的图。
具体实施方式
下面，参照附图对本发明的优选实施方式进行详细说明。另外，在图中，对相同或相应的部分使用相同标号。另外，在各图中，对相同要素标注相同的标号，并省略重复说明。
(实施方式1)
首先，同时参照图1～图3，对实施方式1所涉及的生物传感器1的结构进行说明。这里，图1是表示生物传感器1的结构的框图。另外，图2是构成生物传感器1的脉搏波检测部6的电路图。图3是表示生物传感器1的各节点的信号波形的图。
生物传感器1是一种传感器，其利用例如血液中血红蛋白的吸光特性来对光电脉搏波信号进行光学性检测，从而对例如脉搏等生物信息进行测量。因此，生物传感器1构成为主要包括发光元件10、光接收部5、脉搏波检测部6、以及微控制器90等。此外，光接收部5具有光接收元件20和放大部30，脉搏波检测部6具有包络线提取部40、滤波部50、调整部60以及差动放大部70。
发光元件10根据从微控制器90的输出端口94输出的脉冲状的驱动信号来发光。发光元件10例如可以使用LED、VCSEL(Vertical Cavity Surface Emitting LASER：垂直腔面发射激光器)、或谐振器型LED等。
光接收元件20输出检测信号，所述检测信号与从发光元件10射出并透过例如指尖等人体100或被人体100所反射而入射的光的强度相对应。光接收元件20优选使用例如光电二极管或光电晶体管等。在本实施方式中，使用光电二极管来作为光接收元件20。光接收元件(光电二极管)20与放大部30相连接，将由光接收元件(光电二极管)20所获得的检测信号(光电脉搏波信号)(参照图3的节点20a处的输出波形)输出至放大部3。
放大部30对由光接收元件(光电二极管)20输出的电流输出的检测信号(光电脉搏波信号)(参照图3的节点20a处的输出波形)进行电流-电压转换并进行放大。因此，放大部30由包含运算放大器的电流-电压转换电路以及初级放大电路来构成。放大部30的输出在分岔点80被分为第一路径81和第二路径82。放大部30的输出端在第一路径81中与构成包络线提取部40的二极管41的阳极端子相连接，在第二路径82中与构成调整部60的二极管61的阳极端子相连接。放大部30放大后的检测信号分别被输出至包络线提取部40和调整部60。
此处，参照图4，对从光接收元件20输出的检测信号(光电脉搏波信号)的分量进行说明。光接收元件20接收的光中包含从发光元件10以外入射的外来光(例如太阳、荧光灯的光等)。外来光不是脉冲状，而是在时间轴上连续的信号。另一方面，即便是发光元件10发出的光也会在血管以外的部位反射或直接绕回而进入光接收元件20，从而这也会成为噪声分量。此处，发光元件10引起的噪声分量成为与脉搏波信号相同周期的脉冲状信号。将该噪声称之为杂散光噪声。由光接收元件20接收并由放大部30放大得到的检测信号F(t)由下式(1)来表示。
F(t)＝fb(t)*fp(t)+Vb*fp(t)+Vdc…(1)
此处，fb(t)是脉搏波分量、fp(t)是脉冲函数(0或1的二值)、Vb是没有脉搏波分量的杂散光噪声分量、Vdc是外来光等噪声分量。
包络线提取部40提取出放大部30放大后的检测信号(参照图3的节点30a处的输出波形)的包络线(参照图3的节点40a处的输出波形)。因此，包络线提取部40由包络线检测电路构成，该包络线检测电路包括二极管41、电阻器42和电容器43。更具体地，在二极管41的阴极端子连接有电阻器42和电容器43的并联电路。此外，电阻器42和电容器43的并联电路的另一端接地。而且，并联电路中电阻器42和电容器43的时间常数被设定为去除脉冲状高频分量并在输出波形中提取出输入波形的包络线。
更具体地，在包络线提取部40中，利用二极管41对从放大部30输出的间歇性脉冲状检测信号(参照图3的节点30处的输出波形)进行半波整流。由电阻器42和电容器43的并联电路从经半波整流后的检测信号提取出检测信号的包络线(参照图3的节点40a处的输出波形)。即，如图3所示，包络线提取部40从脉冲状检测信号转换成波峰值沿着该脉冲列的包络线连续变化的模拟信号。包络线提取部40的输出端与滤波部50相连接，包络线提取部40提取出的包络线信号输入至滤波部50。此处，包络线提取部40相当于权利要求书记载的包络线提取单元。
滤波部50从包络线信号(参照图3的节点40a处的输出波形)去除脉搏波分量从而获取基线信号(参照图3的节点50a处的输出波形)。即，滤波部50相当于权利要求书记载的基线信号提取单元。此处，例如，脉搏数在一分钟内跳动30次到200次左右的情况下，脉搏波分量成为0.5～3.3Hz左右的频率。作为从检测信号的包络线信号去除该脉搏波分量的方法，可使用低通滤波器，该低通滤波器例如使检测信号的包络线信号中的频率小于0.5Hz的检测信号选择性地通过。通过低通滤波器的低频分量成为已去除脉搏波分量的杂散光、外来光等噪声分量。该噪声分量在时间轴上的变位成为基线信号(基线:baseline)。
作为滤波部50，可使用如上所述的例如通频带小于0.5Hz的低通滤波器。生物传感器1中，滤波部50由使用运算放大器(operational amplifier)51的线性模拟滤波器即萨伦-凯(Sallen-Key)2阶低通滤波电路来构成。
滤波部50的输出端与构成差动放大部70的第一电阻器73相连接，经由第一电阻器73与构成差动放大部70的运算放大器71的输入端子(反相输入(-)端子)相连接。由滤波部50获取的基线信号被输出至差动放大部70。
调整部60基于基线信号(参照图3的节点50a处的输出波形)的振幅，对输入至差动放大部70的、通过第二路径82的检测信号(参照图3的节点30a处的输出波形)的振幅进行调整(参照图3的节点60a处的输出波形)。此处，如图3的节点40a和节点50a处的输出波形所示，由于包络线提取部40和滤波部50的信号处理，第一路径81中获取的基线信号中从虚线所示的原波形发生一定损失(衰减)。因此，在生物传感器1中，预先对第一路径81中信号的衰减进行调查，根据该衰减量，由调整部60对差动放大部70中关于通过第二路径82的检测信号的增益进行调整。即，对于差动放大部70，使第一路径81中获取的基线信号的振幅和第二路径82中调整得到的检测信号所包含的噪声分量的振幅相一致。此处，调整部60相当于权利要求书记载的振幅调整单元。
更具体地，作为调整部60，具有与第一路径81中的基线信号的衰减量相当的内阻的二极管61插入至第二路径82。此外，二极管61的阴极端子与构成差动放大部70的第二电阻器74相连接，经由第二电阻器74与构成差动放大部70的运算放大器71的输入端子(同相输入(+)端子)相连接。即，在第二路径82中，将二极管61的内阻与第二电阻器74的电阻值相加，与运算放大器71的输入端子(同相输入(+)端子)相连接。因此，对于输入至运算放大器71的同相输入(+)端子的、通过第二路径82的检测信号，将其增益降低与基线信号的衰减量相当的量(参照图3的节点60a处的输出波形)。另外，调整部60具有能调整差动放大部70的增益的电阻分量即可，也可利用例如可变电阻器等代替二极管61，以调整增益。
差动放大部70获得由设于第二路径82的调整部60调整后的检测信号(参照图3的节点60a处的输出波形)和设于第一路径81的滤波部50获取的基线信号(参照图3的节点50a处的输出波形)之间的差分，来进行放大(差动放大)(参照图3的节点70、70a处的输出波形)。因此，差动放大部70由包含运算放大器71、第一电阻器73、第二电阻器74和反馈电阻器75的差动放大电路来构成。差动放大部70相当于权利要求书记载的差分获取单元。
更详细地，构成差动放大部70的运算放大器71获得经由第二电阻器74输入至同相输入(+)端子的调整后的检测信号、与经由第一电阻器73输入至反相输入(－)端子的基线信号之间的差分，并进行放大。由此，去除了检测信号所包含的噪声分量，并对脉搏波分量进行放大。运算放大器71的输出端子与微控制器90相连接，将放大后的脉搏波分量(光电脉搏波信号)被输出至微控制器90。
微控制器90对经过差动放大部70差动放大得到的光电脉搏波信号(脉搏波分量)进行处理，从而获取用户的脉搏等生物信息。此外，微控制器90向发光元件10输出驱动信号。因此，微控制器90构成为包括：作为输入接口的A/D转换器92；对经由A/D转换器92输入的检测信号进行运算处理的CPU95；对用于使该CPU95执行各处理的程序、数据进行存储的ROM；对运算结果等各种数据暂时进行存储的RAM；以及输出驱动信号的输出端口94等。另外，在微控制器90中，利用CPU95来执行存储于ROM的程序，从而实现运算部96、驱动信号生成部97的功能。
A/D转换器92以规定的采样周期将由差动放大部70输出的光电脉搏波信号(脉搏波分量)转换成数字数据。将经数字转换后的光电脉搏波信号输出至运算部96。
运算部96对所读取的光电脉搏波信号进行处理，以获取例如脉搏等生物信息。另外，将获取的脉搏等生物信息输出至外部或存储于上述RAM等。
驱动信号生成部97生成驱动发光元件10的脉冲状的驱动信号，并将其经由输出端口94而输出。即，驱动信号生成部97起到权利要求书记载的驱动信号生成单元的作用。可将驱动信号生成部97设定为生成例如频率为600Hz左右的脉冲波以作为驱动信号。
由于具有上述结构，在本实施方式所涉及的生物传感器1中，首先，利用微控制器90的驱动信号生成部97来生成例如频率为600Hz的脉冲信号，并将其从输出端口94输出。施加有脉冲信号的发光元件10根据该脉冲信号来照射规定波长的脉冲光。由发光元件10照射并透过例如指尖等人体100或被人体100所反射的脉冲光入射至光接收元件20，并被该光接收元件20转换成电信号(检测信号)(参照图3的节点20a处的输出波形)。在放大部30中对光接收元件20转换得到的检测信号进行电流-电压转换并进行放大(参照图3的节点30a处的输出波形)。
由放大部30放大得到的检测信号在分岔点80被分为第一路径81和第二路径82。在第一路径81中，由包络线提取部40从检测信号提取出包络线(参照图3的节点40a处的输出波形)。即，从脉冲状检测信号提取出其包络线，从而输出连续波形的包络线信号。
利用滤波部50从包络线提取部40提取出的包络线信号去除包含脉搏波分量的频率的包络线信号，从而获取基线信号(参照图3的节点50a处的输出波形)。即，利用滤波部50使频率小于包含脉搏波分量的频率的检测信号选择性通过，从而获取基线信号。
另一方面，在第二路径82中，检测信号通过调整部60。由此，根据通过第一路径81而获取的基线信号的衰减量，对差动放大部70对于第二路径82中调整得到的检测信号的增益进行调整(参照图3的节点60a处的输出波形)。
由差动放大部70获得在第二路径82中调整得到的检测信号、与通过第一路径81获取的基线信号之间的差分并进行放大(差动放大)(参照图3的节点70a处的输出波形)。其结果是，与调整后的检测信号相重叠的外来光等噪声分量被去除，从而获得脉搏波分量并对其进行放大。由此，改善最终获得的光电脉搏波信号(脉搏波分量)的SN比(参照图3的节点70a处的输出波形)。此处，在生物传感器1中，利用单电源运算放大器(单电源用运算放大器)构成电路。因此，即使获得调整后的检测信号(参照图3的节点60a处的输出波形)与基线信号(参照图3的节点50a处的输出波形)之间的差分，从差动放大部70输出的光电脉搏波信号(脉搏波分量)中的脉冲间的输出也不会成为负输出，而是作为0V输出。
由差动放大部70进行差动放大后的光电脉搏波信号(脉搏波分量)被输入至微控制器90。将输入至微控制器90的光电脉搏波信号经由A/D转换器92而被读入运算部96。然后，在运算部96中，对光电脉搏波信号进行处理，以获取例如脉搏等生物信息。
如上所述，根据本实施方式，利用包络线提取部40从由光接收元件20接收光并从经过放大部30放大后的检测信号提取出包络线。然后，利用滤波部50从获得的包络线信号去除脉搏波分量，从而获取基线信号。因此，例如人体动作或外来光发生变化，随之检测信号所重叠的噪声分量发生变动的情况下，基线信号能跟踪该噪声分量的变动。然后，由差动放大部70获得在第二路径82中调整得到的检测信号与通过第一路径81的基线信号之间的差分，并进行放大。其结果是，能去除噪声分量，从而获取检测信号中包含的光电脉搏波信号(脉搏波分量)。由此，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
另外，根据本实施方式，由于利用脉冲状的驱动信号来对发光元件10进行闪烁驱动，因此，与始终点亮的情况相比，能降低功耗。此外，利用包络线提取部40，从脉冲状检测信号转换成表示包络线的连续波形的包络线信号(检测信号的包络线)。然后，利用滤波部50从获得的包络线信号去除脉搏波分量，从而获取连续波形的基线信号。即，基线信号是去除脉搏波分量后的噪声分量，因此，能跟踪该噪声分量的变动。因此，利用差动放大部70获得脉冲状检测信号与基线信号之间的差分并进行放大，从而能去除噪声分量。由此，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
此外，根据本实施方式，滤波部50由利用运算放大器51的萨伦-凯2阶低通滤波器构成。利用萨伦-凯2阶低通滤波器，将包络线信号中的包含脉搏波分量的频率的检测信号去除。更具体地，使频率小于包含脉搏波分量的频率的检测信号选择性通过，从而获取基线信号。基线信号是去除脉搏波分量后的噪声分量，因此，能跟踪该噪声分量的变动。由此，通过获得调整后的检测信号与基线信号之间的差分，能去除噪声分量。
此外，根据本实施方式，基于基线信号的振幅，对输入至差动放大部70的检测信号的振幅进行调整。具体地，将二极管61插入至第二路径82，该二极管61的内阻与通过第一路径81获取的基线信号50a的振幅中的衰减量相当。因此，能调整差动放大部70对于通过第二路径82的检测信号的增益(参照图3的节点60a处的输出波形)。由此，对于差动放大部70，使通过第二路径82并经过调整的检测信号中包含的噪声分量的振幅、与通过第一路径获取的基线信号的振幅相一致。由此，通过获取调整后的检测信号与基线信号之间的差分，能有效去除噪声分量，能改善最终获得的光电脉搏波信号(脉搏波分量)的SN比。
根据本实施方式，无需为了去除外来光等噪声分量，而将数字电路即运算处理装置所生成的基准电压反馈至靠近光接收元件的电流-电压转换电路。此外，光接收部5、包络线提取部40、滤波部50和差动放大部70可仅由模拟电路来构成。即，数字电路很少会传输噪声。由此，能降低由数字电路传输的噪声。
(变形例)
另外，在上述实施方式1中，将萨伦-凯2阶低通滤波器用于滤波部50，但例如可使用图5所示带阻滤波器50C(频带阻止滤波器)。带阻滤波器50C选择性地阻止包络线信号中的、包含脉搏波分量的频带(阻带)的信号通过。即，利用带阻滤波器50C，能从包络线信号除去脉搏波分量以获取基线信号。另外，为了利用带阻滤波器50C充分去除脉搏波分量，不仅是脉搏波分量的基频、优选连高次谐波也包含到去除频带中。为此，带阻滤波器可具有多级结构。
在该情况下，例如在脉搏波分量的频率为0.5～3.3Hz左右的情况下，在带阻滤波器50C中将阻带设定为0.5～3.3Hz，由此选择性阻止包络线信号中的、包含脉搏波分量的频带(阻带)的信号通过。由此，能获取基线信号。基线信号是去除脉搏波分量后的噪声分量，因此，能跟踪该噪声分量的变动。由此，通过获得调整后的检测信号与基线信号之间的差分，能去除外来光等噪声分量。
另外，在上述实施方式1中，作为调整部60的结构，将具有与基线信号中振幅的衰减量相当的内阻的二极管61插入至第二路径82，但也可以是如下结构：在第一路径中设置放大电路，放大与基线信号中振幅的衰减量相当的程度。即，预先调查第一路径中基线信号的衰减量，利用放大电路对基线信号进行放大以补偿该衰减量。由此，对于差动放大部70，能使经放大以补偿通过第一路径的衰减量的基线信号的振幅、与通过第二路径并由放大部30放大得到的检测信号中包含的噪声分量的振幅相一致。由此，差动放大部70通过得到放大后的检测信号与以补偿衰减量的程度放大后的基线信号之间的差分，从而能有效去除噪声分量，并改善光电脉搏波信号(脉搏波分量)的SN比。
(实施方式2)
接着，参照图6、图7，对实施方式2所涉及的生物传感器2的结构进行说明。这里，对于与上述实施方式1所涉及的生物传感器1相同或同样的结构，简化或省略其说明，主要说明其不同点。图6是表示实施方式2所涉及的生物传感器2的结构的框图。图7是表示生物传感器2的各节点的信号波形的图。另外，图6、图7中对与实施方式1相同或同等的结构要素标注了相同的标号。
生物传感器2具备脉搏波检测部7以代替脉搏波检测部6。其中，在上述生物传感器1的脉搏波检测部6中，来自放大部30的输出在分岔点80分岔为第一路径81和第二路径82，但在生物传感器2的脉搏波检测部7中，来自放大部30的输出不经分岔就输入至包络线提取部40，来自该包络线提取部40的输出在分岔点80A分岔为第一路径81A和第二路径82A。脉搏波检测部7与脉搏波检测部6的不同点在于，除了上述分岔位置以外，还在于具备调整部60A以代替调整部60、以及具备差动放大部70A以代替差动放大部70。在该情况下，在第一路径81A中，利用上述滤波部50，从由包络线提取部40提取出的包络线信号(参照图7的节点40a处的输出波形)去除脉搏波分量，并获取基线信号(参照图7的节点50a处的输出波形)。另一方面，在第二路径82A中，将由包络线提取部40提取出的包络线信号(参照图7的节点40a处的输出波形)输出至调整部60A。其它结构与生物传感器1相同或同样，因此这里省略详细说明。
调整部60A基于上述基线信号(参照图7的节点50a处的输出波形)的振幅，对输入至差动放大部70A的、通过第二路径82的包络线信号(参照图7的节点40a处的输出波形)的振幅进行调整(参照图7的节点60b处的输出波形)。此处，如图7的节点50a处的输出波形所示，由于滤波部50的信号处理，第一路径81A中获取的基线信号有可能从虚线所示的原波形发生一定损失(衰减)。因此，在生物传感器2中，预先对第一路径81A中信号的衰减进行调查，根据该衰减量，由调整部60A对差动放大部70A中对于通过第二路径82A的包络线信号的增益进行调整。此处，调整部60A相当于权利要求书记载的振幅调整单元。另外，调整部60A具有能调整差动放大部70A的增益的电阻分量即可，也可使用可变电阻器等电阻器。另外，在生物传感器2中，在滤波部50中的损失较小的情况下，基线信号的振幅与包络线信号中包含的噪声分量的振幅变得相等，因此能省略调整部60A。
差动放大部70A获得第二路径82A中调整后的包络线信号与通过第一路径81A获取的基线信号之间的差分并进行放大。因此，差动放大部70A与差动放大部70同样地，由包含运算放大器71、第一电阻器73、第二电阻器74和反馈电阻器75的差动放大电路来构成。差动放大部70A相当于权利要求书记载的差分获取单元。然后，由差动放大部70A进行差动放大后的脉搏波分量(光电脉搏波信号)被输出至微控制器90。
在本实施方式所涉及的生物传感器2中，首先，利用微控制器90的驱动信号生成部97来生成例如频率为600Hz的脉冲信号，并将其从输出端口94输出。施加有脉冲信号的发光元件10根据该脉冲信号来照射规定波长的脉冲光。由发光元件10照射并透过例如指尖等人体100或被人体100所反射的脉冲光入射至光接收元件20，并被该光接收元件20转换成电信号(检测信号)(参照图7的节点20a处的输出波形)。在放大部30中对光接收元件20转换得到的检测信号进行电流-电压转换并进行放大(参照图7的节点30a处的输出波形)。
利用包络线提取部40从经放大部30放大得到的检测信号提取出包络线。即，从脉冲状检测信号(参照图7的节点30a处的输出波形)提取出其包络线，并输出连续波形的包络线信号(参照图7的节点40a处的输出波形)。
由包络线提取部40提取出的包络线信号的输出在分岔点80A分岔为第一路径81A和第二路径82A。在第一路径81A中，利用滤波部50去除上述脉搏波分量从而获取基线信号(参照图7的节点50a处的输出波形)。
另一方面，在第二路径82A中，使包络线信号通过调整部60A。由此，根据通过第一路径81A而获取的基线信号的衰减量，对差动放大部70A对于通过第二路径82A的包络线信号的增益进行调整(参照图7的节点60b处的输出波形)。
由差动放大部70A获得在第二路径82A中调整得到的包络线信号、与在第一路径81A获取的基线信号之间的差分并进行放大(差动放大)(参照图7的节点70b处的输出波形)。其结果是，与调整后的包络线信号相重叠的外来光等噪声分量被去除，并对脉搏波分量进行放大。由此，改善最终获得的放大后的光电脉搏波信号(脉搏波分量)的SN比(参照图7的节点70b处的输出波形)。其中，在生物传感器1中，从差动放大部70输出的光电脉搏波信号是脉冲状信号(参照图3的节点70a处的输出波形)，但在生物传感器2中，从差动放大部70A输出的光电脉搏波信号作为连续波形的信号(参照图7的节点70b处的输出波形)而输出。
由差动放大部70A获得的脉搏波分量(光电脉搏波信号)输入至微控制器90。将输入至微控制器90的光电脉搏波信号经由A/D转换器92而读入运算部96。然后，在运算部96中，对光电脉搏波信号进行处理，以获取例如脉搏等生物信息。
根据本实施方式，由于利用上述的脉冲状的驱动信号来对发光元件10进行闪烁驱动，因此，与始终点亮的情况相比，能降低功耗。此外，通过提取出经放大后的检测信号的包络线，能从脉冲状检测信号转换成表示包络线的连续波形的包络线信号(检测信号的包络线)(参照图7的节点40a处的输出波形)。然后，从包络线信号去除脉搏波分量，并获取连续波形状的基线信号(参照图7的节点50a处的输出波形)。然后，获得增益调整后的连续波形的包络线信号(参照图7的节点60b处的输出波形)与基线信号之间的差分并进行放大，从而去除外来光等噪声分量，获取经调整的包络线信号中包含的连续波形的光电脉搏波信号(脉搏波分量)(参照图7的节点70b处的输出波形)。由此，即便外来光等噪声分量发生变动，也能改善最终获得的光电脉搏波信号的SN比。
(实施方式3)
接着，参照图8、图9，对实施方式3所涉及的生物传感器3的结构进行说明。这里，对于与上述实施方式1所涉及的生物传感器1相同或同样的结构，简化或省略其说明，主要说明其不同点。图8是表示生物传感器3的结构的框图。图9是表示生物传感器3的各节点的信号波形的图。另外，图8、图9中对与实施方式1相同或同等的结构要素标注了相同的标号。
生物传感器3与生物传感器1的不同点在于，还包括高通滤波器31和放大部32，该高通滤波器31使光接收元件20接收并由放大部30进行初级放大后的检测信号中包含脉搏波分量的规定频率以上的检测信号选择性通过，该放大部32对通过高通滤波器31后的检测信号进行第二级放大。其它结构与生物传感器1相同或同样，因此这里省略详细说明。
高通滤波器31使放大后的检测信号中的、包含脉搏波分量的规定频率以上的检测信号选择性通过。即，高通滤波器31从放大后的检测信号中去除不包含脉搏波分量的直流分量等低频分量。即，对于检测信号而言，通过高通滤波器31后的检测信号(以下还称为“通过检测信号”)的SN比得到改善。另外，高通滤波器31例如可经由电容器连接(交流连接)在放大部30与放大部32之间来构成。
放大部32对通过检测信号进行放大(参照图9的节点32a处的输出波形)。来自放大部32的输出在分岔点80分岔为第一路径81和第二路径82。在分岔点80分岔的放大部32的输出端与设于第一路径81上的包络线提取部40、以及设于第二路径82上的调整部60相连接。即，放大部32放大后的通过检测信号分别输出至包络线提取部40和调整部60。另外，作为放大部32，可利用使用运算放大器的同相放大电路。
由于具有上述结构，在本实施方式所涉及的生物传感器3中，利用包络线提取部40从通过检测信号(参照图9的节点32a处的输出波形)提取出检测信号的包络线。然后，利用滤波部50去除脉搏波分量，以获取基线信号(参照图9的节点50c处的输出波形)。
另一方面，在第二路径82中，通过检测信号(参照图9的节点32a处的输出波形)通过调整部60(参照图9的节点60c处的输出波形)。由此，根据通过第一路径81而获取的基线信号的衰减量，对差动放大部70对于通过第二路径82的通过检测信号的增益进行调整。
由差动放大部70获得第二路径82中调整后的通过检测信号(参照图9的节点60c处的输出波形)与通过第一路径81获取的基线信号(参照图9的节点50c处的输出波形)之间的差分并进行放大(差动放大)(参照图9的节点70c处的输出波形)。其结果是，与通过检测信号相重叠的外来光等噪声分量被去除，从而获得脉搏波分量。由此，改善最终获得的光电脉搏波信号(脉搏波分量)的SN比。
根据本实施方式，利用高通滤波器31，能使由光接收元件20接收并由放大部32放大后的检测信号中包含脉搏波分量的规定频率以上的检测信号选择性通过。即，与脉搏波分量相比在时间轴上变化较少的噪声分量由高通滤波器31所去除。其结果是，能改善通过高通滤波器31的通过检测信号的SN比。此外，利用通过检测信号来改善SN比，因此，能使后级的放大部32的放大率增大。由此，例如能防止因外来光等噪声分量而造成检测信号的饱和。
此外，根据本实施方式，从通过高通滤波器31的通过检测信号获取在第二路径82中调整后的通过检测信号(参照图9的节点60c处的输出波形)以及通过第一路径81获取的基线信号(参照图9的节点50c处的输出波形)，因此，两个信号的SN比能得到改善。因此，从SN比得到改善的两个信号获得其差分并进行放大(参照图9的节点70c处的输出波形)，从而能进一步高精度得去除噪声分量。
(实施方式4)
接着，参照图10、图11和图12，对实施方式4所涉及的生物传感器4的结构进行说明。这里，对于与上述实施方式1所涉及的生物传感器1相同或同样的结构，简化或省略其说明，主要说明其不同点。其中，图10是表示实施方式4所涉及的生物传感器4的结构的框图，图11是构成生物传感器4的脉搏波检测部6A(包络线提取部40A)的电路图。此外，图12是表示构成包络线提取部40A的理想二极管电路44的V-I特性的图。另外，图10、图11中对与实施方式1相同或同等的结构要素标注了相同的标号。
生物传感器4与上述生物传感器1的不同点在于，具备脉搏波检测部6A以替代脉搏波检测部6。此外，该脉搏波检测部6A与上述脉搏波检测部6的不同点在于，具备包络线提取部40A以替代包络线提取部40。其它结构与生物传感器1相同或同样，因此这里省略详细说明。
包络线提取部40A提取出经放大部30放大得到的检测信号的包络线。因此，包络线提取部40A由包络线检测电路构成，该包络线检测电路包括理想二极管44、电阻器42和电容器43。更具体地，包络线提取部40A具有使二极管41的正向压降等效为零(即，消除二极管41的非线性性)的所谓理想二极管44，该理想二极管电路44的输出与电阻器42和电容器43的并联电路相连接。此外，电阻器42和电容器43的并联电路的另一端接地。
其中，理想二极管电路44包括：运算放大器(差动放大器)44a，该运算放大器44a的同相输入(+)端子与放大部30相连接，并输入有经该放大部30放大后的检测信号；二极管41，该二极管41的阳极端子与运算放大器44a的输出端子相连接，阴极端子与理想二极管电路的输出和运算放大器44a的负反馈回路(反相输入(-)端子)相连接。
因此，在包络线提取部40A中，由理想二极管电路44对从放大部30输出的间歇性脉冲状检测信号进行半波整流。然后，利用电阻器42和电容器43的并联电路从经过半波整流的检测信号去除高频分量，从而提取出检测信号的包络线。即，包络线提取部40A从脉冲状检测信号转换成波峰值沿着该脉冲列的包络线连续变化的模拟信号。包络线提取部40A的输出端与滤波部50相连接，包络线提取部40A提取出的包络线信号输入至滤波部50。
其中，若利用通常的二极管对检测信号进行包络线检测(整流)，则因图12中虚线所示二极管的非线性性的影响，包络线输出(脉搏波波形)会发生失真。此外，一般而言，二极管的正向电压的温度特性不是很良好(约-2mV/℃左右)，因此，包络线检测的温度特性变差。与此不同，在运算放大器44a的负反馈内配置有二极管41的理想二极管电路44中，二极管41所具有的非线性性、温度特性被压缩为运算放大器44a的路径·增益分之一，因此，如图12的实线所示，在实际使用范围内实现了进行线性动作的理想V-I特性。因此，通常的二极管中成为问题的、脉搏波分量的失真、温度特性得到改善。
如上所述，包络线提取部40A的输出端与滤波部50相连接，包络线提取部40A提取出的包络线信号输入至滤波部50。另外，滤波部50与上述结构相同，此处省略其详细说明。
根据本实施方式，使用了将二极管41的正向压降等效为零的理想二极管电路44，因此，消除了通常的二极管41所具有的非线性性，能防止包络线输出(脉搏波波形)的失真。
此外，根据本实施方式，将二极管41引入到运算放大器44a的负反馈内，从而能将二极管41的非线性性、温度特性压缩(改善)成路径·增益分之一。其结果是，能实现上述理想二极管电路44。
以上，对本发明的实施方式进行了说明，但本发明并不限于上述实施方式，可以进行各种变形。例如，在上述实施方式中，进行了放大部30的1级放大或放大部30和放大部32的2级放大，但也可构成为3级以上的运算放大器。
另外，在上述实施方式中，利用脉冲状的驱动信号从发光元件10照射脉冲光，从光接收元件20输出的脉冲状检测信号获取脉搏波分量，但也可构成为利用连续波形的驱动信号从发光元件10照射连续光，从光接收元件20输出的连续波形的检测信号获取脉搏波分量。在该情况下，能省略包络线提取部40。
另外，在上述实施方式中，以使用运算放大器(operational amplifier)51的萨伦-凯2阶低通滤波器来构成滤波部50，但也可使用使包含脉搏波分量的频率以下的检测信号选择性通过来获取基线信号的低通滤波器。例如，可使用由电阻器和另一端接地的电容器构成的1阶低通滤波器。在该情况下，不使用运算放大器(operational amplifier)，因此能降低成本。
此外，在上述实施方式中，利用微控制器90对从差动放大部70输出的光电脉搏波信号(脉搏波分量)进行处理从而获取用户的脉搏等生物体信息，但差动放大部70的输出目的地不限于微控制器90、A/D转换器。例如，可以是其它处理电路、模拟仪表或发光装置等。
在上述实施方式4中，以将理想二极管电路44适用于实施方式1的生物传感器1(包络线提取部40)的情况为例进行了说明，但也可适用于实施方式2所涉及的生物传感器2或实施方式3所涉及的生物传感器3。此外，在实施方式2所涉及的生物传感器2中适用理想二极管电路的情况下，可使理想二极管电路(运算放大器)具有放大功能。
标号说明
1，2，3，4 生物传感器
5 光接收部
6，6A，7 脉搏波检测部
10 发光元件
20 光接收元件
30 放大部
31 高通滤波器
40，40A 包络线提取部
41 二极管
44 理想二极管电路
44a 运算放大器(operational amplifier)
50 滤波部(低通滤波器)
50C 带阻滤波器
60，60A 调整部
61 二极管
70，70A 差动放大部
80，80A 分岔点
81，81A 第一路径
82，82A 第二路径
90 微控制器
92A/D 转换器
94 输出端口
95 CPU
96 运算部
97 驱动信号生成部

Claims (8)

1.一种生物传感器，其特征在于，包括：
驱动信号生成单元，该驱动信号生成单元生成驱动信号；
发光元件，该发光元件根据由所述驱动信号生成单元所生成的驱动信号来进行发光；
光接收元件，该光接收元件输出与所接收到的光的强度相对应的检测信号；
基线信号获取单元，该基线信号获取单元从由所述光接收元件输出的检测信号去除脉搏波分量来获取基线信号；以及
差分获取单元，该差分获取单元获得所述检测信号与由所述基线信号获取单元获取的所述基线信号之间的差分,
还包括：
包络线提取单元，该包络线提取单元提取出由所述光接收元件输出的检测信号的包络线，
所述驱动信号生成单元生成脉冲状的驱动信号，
所述基线信号获取单元从由所述包络线提取单元提取出的所述检测信号的包络线去除脉搏波分量来获取基线信号。
2.一种生物传感器，其特征在于，包括：
驱动信号生成单元，该驱动信号生成单元生成脉冲状的驱动信号；
发光元件，该发光元件根据由所述驱动信号生成单元所生成的驱动信号来进行发光；
光接收元件，该光接收元件输出与所接收到的光的强度相对应的检测信号；
包络线提取单元，该包络线提取单元提取出由所述光接收元件输出的检测信号的包络线；
基线信号获取单元，该基线信号获取单元从由所述包络线提取单元提取出的所述检测信号的包络线去除脉搏波分量来获取基线信号；以及
差分获取单元，该差分获取单元获得所述检测信号的包络线与由所述基线信号获取单元获取的所述基线信号之间的差分。
3.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，还包括：
高通滤波器，该高通滤波器使所述光接收元件输出的检测信号中的、包含所述脉搏波分量的规定频率以上的检测信号选择性通过，
所述包络线提取单元提取出通过了所述高通滤波器的检测信号的包络线。
4.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，
所述包络线提取单元具有使二极管的正向压降等效为零的理想二极管电路，利用所述理想二极管电路对由所述光接收元件输出的检测信号进行整流后去除高频分量，从而提取出检测信号的包络线。
5.如权利要求4所述的生物传感器，其特征在于，
所述理想二极管电路具有：
运算放大器，该运算放大器输入有由所述光接收元件输出的检测信号；以及
二极管，该二极管的阳极端子连接至所述运算放大器的输出端子，阴极端子连接至所述理想二极管电路的输出及所述运算放大器的反馈回路。
6.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，
所述基线信号获取单元是选择性地阻止所述检测信号中的、包含脉搏波分量的频带的检测信号通过来获取基线信号的带阻滤波器。
7.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，
所述基线信号获取单元是使所述检测信号中的、包含脉搏波分量的频率以下的检测信号选择性通过来获取基线信号的低通滤波器。
8.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，还包括：
振幅调整单元，该振幅调整单元基于由所述基线信号获取单元获取的基线信号的振幅，对输入至所述差分获取单元的信号的振幅进行调整。
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Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018042884A (ja) * 2016-09-16 2018-03-22 株式会社東芝 生体信号検出装置
JP2018121704A (ja) * 2017-01-30 2018-08-09 独立行政法人国立高等専門学校機構 ウェアラブル脈波センサ
CN111200966A (zh) * 2017-07-26 2020-05-26 日东电工株式会社 用于确定生理变化的光电体积描记(ppg)装置及方法
CN107714050B (zh) * 2017-10-13 2021-01-15 广东乐心医疗电子股份有限公司 一种三波长血氧饱和度检测方法与装置以及可穿戴设备
CN108420441A (zh) * 2018-02-28 2018-08-21 北京维特兴科技有限公司 腹外无创胎儿血氧饱和度检测仪的脉冲光控系统及方法
JP2019170611A (ja) 2018-03-28 2019-10-10 セイコーエプソン株式会社 受光素子、受光モジュール、光電センサー及び生体情報測定装置
CN112806972B (zh) * 2019-11-18 2023-04-07 Oppo广东移动通信有限公司 Ppg测量电路和方法、可穿戴电子设备
KR20210061595A (ko) * 2019-11-20 2021-05-28 삼성전자주식회사 오실로메트리 포락선의 특징점 검출 장치 및 방법과, 생체정보 추정 장치
KR102382338B1 (ko) * 2020-07-02 2022-04-04 주식회사 에스원 적외선 대역 레이저 감지 장치
JP7505004B2 (ja) 2020-07-31 2024-06-24 富士フイルム株式会社 光走査装置、その駆動方法、及び画像描画システム
CN112564653A (zh) * 2020-12-01 2021-03-26 江苏亮点光电研究有限公司 一种单电源供电的信号处理电路

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4863265A (en) * 1987-10-16 1989-09-05 Mine Safety Appliances Company Apparatus and method for measuring blood constituents
US4867571A (en) * 1986-09-26 1989-09-19 Sensormedics Corporation Wave form filter pulse detector and method for modulated signal

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6597942B1 (en) * 2000-08-15 2003-07-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrocardiograph leads-off indicator
JP2008188216A (ja) * 2007-02-05 2008-08-21 Konica Minolta Sensing Inc 生体情報測定装置
JP4962234B2 (ja) 2007-09-12 2012-06-27 コニカミノルタオプティクス株式会社 パルスオキシメータ
JP5039610B2 (ja) 2008-02-28 2012-10-03 日本電信電話株式会社 脈波検出装置
JP2010166963A (ja) 2009-01-20 2010-08-05 Kazukiyo Takahashi 脈波増幅装置
KR101307212B1 (ko) * 2009-04-30 2013-09-11 가부시키가이샤 무라타 세이사쿠쇼 생체 센서 장치
US8478538B2 (en) * 2009-05-07 2013-07-02 Nellcor Puritan Bennett Ireland Selection of signal regions for parameter extraction
JP2011200271A (ja) * 2010-03-24 2011-10-13 Panasonic Corp 脈波検出装置
CN102028457B (zh) * 2010-11-24 2012-10-03 北京麦邦光电仪器有限公司 脉率测量方法及指环式脉率测量仪
JP2012178196A (ja) 2011-02-25 2012-09-13 Minebea Co Ltd ディスク駆動装置のベースプレートの製造方法、ディスク駆動装置のベースプレートおよびディスク駆動装置
JP5605269B2 (ja) 2011-02-28 2014-10-15 セイコーエプソン株式会社 拍動検出装置
CN103027692B (zh) * 2012-12-27 2014-11-26 天津大学 一种基于不确定度的动态光谱数据处理方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4867571A (en) * 1986-09-26 1989-09-19 Sensormedics Corporation Wave form filter pulse detector and method for modulated signal
US4863265A (en) * 1987-10-16 1989-09-05 Mine Safety Appliances Company Apparatus and method for measuring blood constituents

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