JP2010194167A - 脈波測定方法及び脈波測定装置 - Google Patents

Abstract

【課題】被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位によって影響を受けず、常に高精度の脈波測定を可能にする脈波測定方法及び脈波測定装置を提供する。
【解決手段】パルス光信号により生体からパルス変調電流信号を計測取得し、このパルス変調電流信号をパルス変調電圧信号に変換し、これをバースバンド電圧信号に復調した後にフィードフォフォワード制御による可変利得増幅を行うことにより脈波信号を生成する。
【選択図】図２

Description

本発明は血管の脈動波形を計測する脈波測定方法及び脈波測定装置、特に生体に向けて光を照射し、生体を透過又は生体で反射した光から脈波を検出する脈波測定方法及び脈波測定装置に関する。

高齢化の進行及び健康志向の増強に伴い生活習慣病や成人病との関連の深い血液循環への関心が高まり、家庭で使用可能な簡易型の脈波測定装置及び医療施設で使用される高精度型の脈波測定装置が注目されている。脈波測定装置としては、発光ダイオードからの光を生体例えば指先に照射し、生体の血管を透過した光又は血管で反射された光を例えばフォトトランジスタで受光して、血液の脈波によって生じる血量変化を受光量の変化として検出する光学式の脈波測定装置が広く知られている。

光学式の脈波測定装置としては、例えばパルス駆動される発光素子からの光を指の血管に当て、血管を流れる血液中のヘモグロビンに吸収された残りの光が反射されて受光素子に達して光電流信号を生成し、この光電流信号を増幅部で電圧信号に変換すると共に増幅し、外乱除去部で増幅された電圧信号からノイズを除去した後ＡＤ変換部でデジタル信号に変換し、このデジタル信号をデジタル信号処理部で医療機関へ送信するための信号処理を施す光電式脈波センサが開示されている（特許文献１）。 この光電式脈波センサは、増幅部、外乱除去部及びＡＤ変換部からなるアナログ信号処理部とデジタル信号処理部を同一半導体基板に一体に形成することによりノイズの抑制を図っていること、発光素子をパルス駆動することにより低消費電力化を図っていること、発光素子を駆動する回路をアナログ信号処理部とデジタル信号処理部とは別に形成して駆動電流からの電磁誘導によるノイズの発生を低減していること、で高精度・低消費電力のセンサを実現している。

特開２００７−２３６８５５号

特許文献１に開示された光電式脈波センサは高精度・低消費電力の点で優れたものであるが、まだ改良の余地が残っている。例えば、脈波は被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位によってその大きさが変動するものであり、高精度の測定のためにはこれらの点に対応できるようにしておく必要があるが、特許文献１に開示された光電式脈波センサではこの点についての配慮が不足している。また、駆動パルス周波数が脈波信号の必要な周波数スペクトルに対して十分に高い周波数であればベースバンドにある脈波信号とパルス変調された脈波信号では周波数に大きな差を生じるので、低次の低域フィルタでも復調が容易であるが、そうでない場合には高次のフィルタが必要となり、この点についての対策が必要であるが、特許文献１に開示された光電式脈波センサはこの点に関しても配慮がなされていない。

本発明の１つの目的は、被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位によって影響を受けず、常に高精度の脈波測定を可能にする脈波測定方法及び脈波測定装置を提供することにある。
本発明の別の目的は、測定精度を低下することなく脈波測定を可能にする脈波測定方法及び脈波測定装置を提供することにある。
本発明の別の目的は実施例の説明から明らかになろう。

上述の目的を達成する本発明脈波測定方法の特徴とするところは、生体から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電圧信号を取得し、このパルス変調生体電圧信号からそれより低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する第１の工程と、第１の工程で生成したベースバンド生体電圧信号をフィードフォワード制御により可変利得増幅して脈波信号を生成する第２の工程とを具備する点にある。具体的には、生体の一部に向けてパルス状光を照射して生体で反射又は生体を透過するパルス状光からパルス変調生体電流信号を生成する工程と、パルス変調生体電流信号をパルス生体電圧信号に変換する工程と、パルス変調生体電圧信号からパルス変調生体電圧信号より低周波のベースバンド生体電圧信号を生成する工程と、ベースバンド生体電圧信号に重畳した不要な周波数成分を減衰する工程と、不要な周波数成分を減衰したベースバンド生体電圧信号をフィードフォワード制御を用いて可変利得増幅することにより脈波信号を得る工程とを具備する点にある。このように、低周波のベースバンド生体情報をパルス信号で変調して取得し、それを再びベースバンド生体情報に復調するという方法を採用することにより、１Ｈｚ付近の低周波の脈波情報を低消費電力かつ簡易な電子フィルタを用いて測定することが可能になる。

上述の目的を達成する本発明脈波測定装置の特徴とするところは、生体から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電圧信号を取得し、このパルス変調生体電圧信号からそれより低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する第１の回路手段と、第１の回路手段で生成したベースバンド生体電圧信号をフィードフォワード制御を用いて可変利得増幅して脈波信号を生成する第２の回路手段とを具備する点にある。第１の回路手段は生体から低周波（約１Ｈｚ）の生体情報を取得するために不可欠の手段であり、第２の回路手段は第１の回路手段で生成された生体電圧信号から生成する脈波信号を、被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位によって測定値に強弱の変動があってもＡ／Ｄコンバータのダイナミックレンジの範囲内に入れるために不可欠の手段であり、第１の回路手段と第２の回路手段の組み合わせにより、高精度の脈波測定を可能にする脈波測定装置を提供できる。また、第１の回路手段を備えることにより高次のフィルタを必要とせず、低次の低域フィルタまたは帯域フィルタで十分機能を果たすためにフィルタ手段を小型化でき、全体として小型化が容易になる。

上述の目的を達成する本発明脈波測定装置の別の特徴とするところは、第１の回路手段を、生体の一部に向けてパルス光を照射する発光手段と、発光手段から照射されたパルス光のうち生体で反射又は生体を透過する光を受光して生体信号からパルス変調生体電流信号を生成する受光手段と、受光手段で生成されたパルス変調生体電流信号をパルス変調生体電圧信号に変換する電流電圧変換手段と、電流電圧変換手段から出力されるパルス変調生体電圧信号からパルス変調生体電圧信号より低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する復調手段と、低周波のベースバンド生体電圧信号に重畳した不要な周波数成分を減衰する低域フィルタ又は帯域フィルタから選択されたフィルタ手段とから構成する点にある。この構成では復調手段を設けることにより、発光手段が発光していない期間は発光期間にコンデンサに保持された電圧信号を用いて低周波のベースバンド電圧信号を生成することによって、発光手段をパルス駆動することによる測定精度の低下を防止できる。

上述の目的を達成する本発明脈波測定装置の更に別の特徴とするところは、第２の回路手段を、第１の回路手段の出力信号を増幅する増幅手段、増幅手段の出力信号のピーク値を保存するピークホールド手段、ピーク値を参照信号として可変利得増幅手段の利得を制御する利得切り替え手段から構成する点にある。可変利得増幅をこのようなフィードフォワード制御回路を使用して実行することにより、第２の回路手段から出力される脈波情報としてのアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータのダイナミックレンジの範囲内に入るように調整することが出来る。換言すれば、被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位による測定精度の変動を防止することが出来、高精度の脈波測定が可能になる。

本発明によれば、可変利得増幅手段の出力がフィードフォワード制御により常に利得が最適な状態で信号処理されるために、被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位によって影響を受けず、高精度の脈波測定を可能にする。また、フォトインタラプタは生体情報をサンプリングするために生体情報より高周波のパルスで駆動しており、サンプリングしたパルス変調生体電圧信号を復調手段で低周波の連続した生体電圧信号に復調することによって、１Ｈｚ付近のベースバンド生体信号を高精度・低消費電力で得ることができる。よって、低消費電力化の実現と同時に高精度の脈波測定を可能にすることが出来る。

本発明脈波測定方法の一実施例を説明するための概略工程図である。 本発明脈波測定装置の一実施例の全体構成を示す概略構成図である。 本発明脈波測定装置のパルス駆動回路の一実施例を示す回路図である。 パルス駆動回路のパルス信号（ａ）とｐｎｐトランジスタＱ３のエミッタ電位Ｖｄ（ｂ）の波形を示す図である。 本発明脈波測定装置の電流電圧変換回路の一実施例を示す回路図である。 電流電圧変換回路の基準電圧Ｖｒと出力電圧信号Ｖｓの波形との関係を示す図である。 本発明脈波測定装置の復調回路の一実施例を示す回路図である。 復調回路の動作説明図である。 復調回路の出力であるコンデンサに保持された電圧信号の波形図である。 ローパスフィルタを通過した電圧信号の波形図である。 本発明脈波測定装置のフィルタの一実施例を示す回路図である。 フィルタの周波数特性を示す特性曲線図である。 本発明脈波測定装置のフィードフォワード制御回路を含む可変利得増幅回路の一実施例を示す回路図である。 図１３の動作を説明するための概略回路図である。 図１３の参照信号と出力信号の波形図である。

本発明の最良の実施形態は、フォトインタラプタで生体から得たパルス変調電流信号をパルス変調電圧信号に変換し、パルス変調電圧信号から連続したベースバンド電圧信号を生成し、この電圧信号から不要な周波数成分を減衰した後、フィードフォワード制御によりベースバンド電圧信号を可変利得増幅する構成である。
以下、本発明脈波測定方法及び脈波測定装置を好ましい実施形態を図面を用いて詳細に説明する。

図１は本発明脈波測定方法を説明するための概略工程図で、図において、１は生体の一部に向けてパルス光を照射して生体で反射又は生体を透過するパルス光からパルス変調生体電流信号を生成する工程で、発光手段から照射されたパルス光のうち生体で反射又は生体を透過した光を受光手段で受光してパルス変調生体電流信号を生成する工程である。２はパルス変調生体電流信号をパルス変調生体電圧信号に変換する工程で、信号処理を容易にすること及び脈波信号としての最終的な出力は電圧信号で行うことから、信号処理の初期段階においてこの処理を実施するものである。３はパルス変調生体電圧信号からベースバンドの連続した生体電圧信号を生成する工程で、発光手段を高周波パルス駆動をして低周波電力化する時に必要な工程である。具体的には、受光手段で生成され、電圧信号に変換されたパルス変調生体電圧信号をスイッチングして連続した低周波のベースバンド生体電圧信号を生成している。４は低周波のベースバンド生体電圧信号に重畳した不要な周波数成分を減衰する工程で、脈波信号は微弱であるためノイズの影響を受けやすいことから必要な工程で、例えば低域フィルタまたは帯域フィルタを用いることによって実現できる。５は不要な周波数成分を減衰したベースバンド生体電圧信号をフィードフォワード制御を用いて可変利得増幅することにより脈波信号を得る工程で、信号振幅を制御して測定した信号の処理をするため、被測定者の年齢、健康状態、運動状態、更には測定部位による測定精度の変動を防止し、次段のデジタル処理のためのＡ／Ｄコンバータのダイナミックレンジ内に入れるための重要な工程である。

図２は本発明脈波測定装置の一実施例の全体構成を示す概略構成図である。図において、２１はパルス駆動回路２２により駆動され生体例えば指２０にパルス光２１１１を照射する発光素子２１１と指２０で反射された（又は透過した）パルス光２１１２を受光してパルス変調生体電流信号を生成する受光素子２１２からなるフォトインタラプタである。このフォトインタラプタ２１は、発光手段２１１から指２０に照射された光は皮膚を透過し、血管を流れるヘモグロビンで反射散乱し、その散乱光の一部を受光手段２１２で捉えて脈波に関連した生体電流信号を生成するもので、換言すれば低周波の生体情報を高周波のパルス信号で変調して生体情報を取得している。この動作において、発光手段２１１をパルス駆動するとき例えばデューティ比を１０％にすると常時発光する場合に比べて消費電力量は１／１０に低減できる。２３はフォトインタラプタ２１の受光手段２１２から出力されるパルス変調生体電流信号をパルス変調生体電圧信号に変換するための電流電圧変換回路である。２４は電流電圧変換回路２３から出力されるパルス変調生体電圧信号を低周波のベースバンド電圧信号に変換する復調回路である。本発明脈波測定装置における復調回路２４は、パルス駆動回路２２の駆動パルスと同期したパルス信号を利用して、パルス状の生体電圧信号から低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成するものである。この復調回路２４にはパルス駆動回路２２と同じパルス信号が付与されている。２５は復調回路２４から出力される低周波の電圧信号の中心的な信号成分を通過させ、それ以外のノイズを減衰するフィルタである。フィルタ２５としては低域フィルタまたは帯域フィルタが使用されている。２６はフィルタ２５から出力される低周波の電圧信号をその利得を最適な状態にして増幅する可変利得増幅回路で、測定される脈波の大きさに個人差があり、その出力電圧が、デジタル処理をするため次段に接続されるＡ／Ｄコンバータの入力ダイナミックレンジを越脱する場合が生じて電圧波形が忠実を充分に保ってＡ／Ｄ変換されない事態が生じるが、可変利得増幅回路２６は入力される電圧信号振幅に相応しい利得で増幅処理をしてこのような問題を未然に防止するものである。２７、２８及び２９はそれぞれフィルタ２５から出力される低周波のベースバンド電圧信号を増幅する増幅器、増幅器２７の出力電圧のピーク値を参照信号として使用するために保持するピークホールド回路及びピークホールド回路２８の参照情報と設定した電圧を比較して可変利得増幅回路２６の利得切り替えの要否を判定する信号レベル判定回路で、これらにより可変利得増幅回路２６のフィードフォワード制御を可能にしている。電流電圧変換回路２３、復調回路２４、フィルタ２５、可変利得増幅回路２６、増幅器２７、ピークホールド回路２８及び信号レベル判定回路２９によって脈波信号に対するアナログ処理回路部を構成している。アナログ処理回路部で得られた脈波信号はＡ／Ｄコンバータでデジタル信号に変換されてマイコンを中心として構成されたデジタル処理回路部に提供され、健康診断、医療処理等に供される。

図２に示す本発明脈波測定装置は、フォトインタラプタ２１、パルス駆動回路２２、電流電圧変換回路２３、復調回路２４及びフィルタ２５によって構成される第１の回路手段２００ａと、可変利得増幅回路２６、増幅器２７、ピークホールド回路２８及び信号レベル判定回路２９によって構成される第２の回路手段２００ｂとから構築されている。第１の回路手段２００ａは生体から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電圧信号を取得し、このパルス変調生体電圧信号からそれより低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する機能を有し、第２の回路手段２００ｂは第１の回路手段で生成した生体電圧信号をフィードフォワード制御を用いて可変利得増幅して脈波信号を生成する機能を有している。

図２に示す本発明脈波測定装置は常時または長時間身体に装着して使用することを目的としていることから集積回路で実現するのは望ましい。集積回路化する場合、フォトインタラプタ２１を除く一点鎖線２００ｃで包囲された部分を１個の半導体基板に形成することが出来る。

図３は発光手段２１１を含むパルス駆動回路の一実施例を示す回路図で、Ｔ２２１はパルス駆動信号を受け入れる入力端子、Ｔ２２２は電源端子、Ｑ１はｎｐｎトランジスタ、Ｑ２及びＱ３はｐｎｐトランジスタ、Ｒ１は入力端子Ｔ２２１とｎｐｎトランジスタＱ１のベースとの間に接続された抵抗、Ｒ２はｎｐｎトランジスタＱ１のベースと接地電位の間に接続された抵抗、Ｒ３はｎｐｎトランジスタＱ１のコレクタとｐｎｐトランジスタＱ２のコレクタの間に接続された抵抗、Ｒ４はｐｎｐトランジスタＱ２のエミッタとベース間に接続された抵抗である。ｎｐｎトランジスタＱ１のエミッタは接地電位に接続され、ｐｎｐトランジスタＱ３のベースはｐｎｐトランジスタＱ２のコレクタに、エミッタはｐｎｐトランジスタＱ２のベースに、コレクタは発光手段（発光ダイオード）２１１にそれぞれ接続されている。発光手段（発光ダイオード）２１１のカソードは接地電位に接続されている。ｐｎｐトランジスタＱ２のエミッタは電源端子Ｔ２２２に接続されている。

かかる回路構成のパルス駆動回路の動作を説明する。入力端子Ｔ２２１からパルス信号が入力されると、パルス信号電圧が高電位の期間だけｎｐｎトランジスタＱ１がオン状態になる。ｎｐｎトランジスタＱ１がオン状態になるとそのコレクタ側が接地電位になり、ｐｎｐトランジスタＱ３がオン状態になり、ｐｎｐトランジスタＱ２のベース・エミッタ間電圧と抵抗Ｒ４によって決まる電流が発光ダイオード２１１に流れる。ｐｎｐトランジスタＱ２のベース・エミッタ間電圧Ｖｂｅを０．７５(Ｖ)、Ｒ４が２７０(Ω)とすると、発光ダイオードに流れる電流は２．８(ｍＡ)になる。この時、ｐｎｐトランジスタＱ３のベースに流れる電流はエミッタ電流に比較して充分に小さいので、エミッタ電流はコレクタ電流とほぼ等しい。パルス信号電圧が低電圧になると、ｎｐｎトランジスタＱ１がオフ状態になり、ｎｐｎトランジスタＱ１のコレクタ電位が上昇して、ｐｎｐトランジスタＱ２がオフ状態になり、発光ダイオード２１１がオフ状態になる。図４にパルス信号（ａ）とｐｎｐトランジスタＱ３のエミッタ電位Ｖｄ（ｐｎｐトランジスタＱ２のベース電位）（ｂ）の波形を示す。

図５は受光手段２１２を含む電流電圧変換回路２３の一実施例を示す回路図で、Ａ２３は演算増幅器、Ｒ５は演算増幅器Ａ２３の出力端子と−入力端子との間に接続された抵抗、Ｔ２３１は演算増幅器Ａ２３の電源端子、Ｒ６、Ｒ７及びＲ８は直列接続して電源端子Ｔ２３２と接地電位間に接続された抵抗で、これらのうち抵抗Ｒ７は可変抵抗で演算増幅器Ａ２３の＋入力端子に与えられる基準電圧Ｖｒを調整する機能を持っている。Ｃ１は演算増幅器Ａ２３の＋入力端子と接地間に接続されたコンデンサである。受光手段２１２としてのフォトトランジスタはそのコレクタが演算増幅器Ａ２３のコレクタは−入力端子に、エミッタが接地電位にそれぞれ接続されている。

フォトトランジスタ２１２が指２０で反射された（又は透過した）パルス光２１１２を受光すると、矢印で示す電流Ｉｓが流れ、出力端子Ｔ２３３から出力される信号電圧Ｖｓは基準電圧ＶｒにＲ５とＩｓの積で表される電圧が重畳された電圧となる。基準電圧Ｖｒはフォトトランジスタ２１２のバイアス電圧としての役割を持っており、出力電圧の中心が２．５(Ｖ)になるように可変抵抗Ｒ７で０．５(Ｖ)〜２．７(Ｖ)の範囲で変更が可能である（電源電圧を５(Ｖ）とした場合）。実験ではＶｒを１．５(Ｖ)前後とすることで振幅中心が２．５(Ｖ)の脈波信号を得ることが出来た。図６に基準電圧Ｖｒを２．５(Ｖ)、２．２５(Ｖ)、２．０(Ｖ)、１．７５(Ｖ)と変化させた場合における出力電圧信号Ｖｓの波形を示す。

図７はフィルタ２５の一部を含む復調回路２４の一実施例を示す回路図で、Ｔ２４１は電流電圧変換回路２３の出力端子Ｔ２３３に連なる入力端子、ＳＷ１及びＳＷ２は直列接続して入力端子Ｔ２４１に接続されたスイッチ、Ｔ２４２はＳＷ２に接続された出力端子、Ｔ２４３はパルス駆動回路２２の入力端子Ｔ２２１と同じパルス信号を入力する入力端子、Ｎ１、Ｎ２及びＮ３は直列接続して入力端子Ｔ２４３に接続されたＮＡＮＤゲートで、Ｎ２の出力がスイッチＳＷ１の制御端子に、Ｎ３の出力がスイッチＳＷ２の制御端子にそれぞれ接続されている。Ｃ２はスイッチＳＷ１とスイッチＳＷ２の接続点と接地電位間に接続されたコンデンサ、Ｒ９及びＣ３は出力端子Ｔ２４２に接続される低域フィルタ２５を構成する抵抗及びコンデンサで、直列接続して出力端子と接地電位の間に接続されている。

入力端子Ｔ２４３にパルス駆動電圧が入力され、ＮＡＮＤゲートＮ１の入力側がハイレベル（Ｈ）になると、ＮＡＮＤゲートＮ１の出力側がロウレベル（Ｌ）、ＮＡＮＤゲートＮ２の出力側がハイレベル（Ｈ）に、ＮＡＮＤゲートＮ３の出力側がロウレベル（Ｌ）になる。換言すると、スイッチＳＷ１とスイッチＳＷ２は交互にオン、オフするように動作することになる。発光ダイオードを駆動する駆動パルス電圧と入力端子Ｔ２４３に入力される駆動電圧は同じパルス電圧なので、入力端子Ｔ２４１を介して電流電圧変換回路２３から出力されるパルス変調生体電圧信号Ｖｓが入力されると、パルス変調生体電圧信号が有意の時スイッチＳＷ１がオン、スイッチＳＷ２がオフになり生体電圧信号がコンデンサＣ２に充電される（図８（ａ））。パルス変調生体電圧信号がロウレベル（Ｌ）の時には、スイッチＳＷ１がオフ、スイッチＳＷ２がオンになり、コンデンサに保持された電圧がスイッチＳＷ２のスイッチング動作によりベースバンドの連続した生体電圧信号に変換される（図８（ｂ））。出力端子Ｔ２４２から出力される低周波の生体電圧信号は図９に示すようにスイッチＳＷ２のスイッチング動作の経過と共に僅かに減少する傾向を示す。ＶｃはコンデンサＣ２の端子電圧である。また、図１０は図９に示す生体電圧信号がＲ９とＣ３によって構成される一次のローパスフィルタを通過した時の電圧波形を示している。

図１１はフィルタ２５の一実施例を示す回路図で、Ａ２５は演算増幅器、Ｒ１０とＣ４は並列接続して演算増幅器Ａ２５の出力端子と−入力端子との間に接続された抵抗とコンデンサ、Ｔ２５１は復調回路２４の出力端子Ｔ２４２に連なる入力端子、Ｔ２５２は演算増幅器Ａ２５の出力端子に連なる出力端子、Ｔ２５３は演算増幅器Ａ２５の電源端子、Ｒ１１及びＣ５は直列接続されて演算増幅器Ａ２５の−入力端子と接地電位間に接続される抵抗及びコンデンサ、Ｒ９は入力端子Ｔ２５１と演算増幅器Ａ２５の＋入力端子の間に接続された抵抗、Ｃ３は演算増幅器Ａ２５の＋入力端子と接地電位の間に接続されたコンデンサである。

復調回路２４から入力端子Ｔ２５１に入力される生体電圧信号は抵抗Ｒ９とコンデンサＣ３で構成されるローパスフィルタを通して、演算増幅器Ａ２５、抵抗Ｒ１０及びＲ１１、コンデンサＣ４及びＣ５で構成されるフィルタに入力される。フィルタは低い周波数域においてはコンデンサＣ５のインピーダンスが大きくなり、帰還抵抗Ｒ１０に比べて大きくなると演算増幅器Ａ２５利得は１に近づく。高い周波数域においてはコンデンサＣ５のインピーダンスは小さくなり、帰還抵抗Ｒ１０に並列接続されているコンデンサＣ４のインピーダンスも同様に小さくなるので、演算増幅器Ａ２５利得は小さくなる。この結果、フィルタ２５は図１２に示す周波数特性を示すことになる。

図１３は可変利得増幅回路２６とそのフィードフォワード制御回路を構成する電圧利得１のバッファー回路２７、ピークホールド回路２８及び信号レベル判定回路２９の一実施例を示す回路図である。
まず、可変利得増幅回路２６を説明するに、Ａ２６は演算増幅器、Ｔ２６１は入力端子、Ｒ１２及びＲ１３は入力端子Ｔ２６１と演算増幅器Ａ２６の−入力端子及び＋入力端子の間に接続された抵抗、Ｔ２６２は演算増幅器Ａ２６の出力端子に連なる出力端子、Ｔ２６３は演算増幅器Ａ２６の電源端子、Ｒ１４は演算増幅器Ａ２６の出力端子と−入力端子との間に接続された抵抗、Ｒ１５は抵抗Ｒ１４にスイッチＳＷ３を介して並列接続した抵抗、Ｃ６は演算増幅器Ａ２６の＋入力端子と接地電位の間に接続されたコンデンサである。

次にフィードフォワード制御回路の構成を説明する。Ａ２７は演算増幅器でその＋入力端子が入力端子Ｔ２６１に接続されている。演算増幅器Ａ２７に出力端子と−入力端子が接続されている。これによって電圧利得１のバッファー回路２７が構成されている。

Ａ２８は演算増幅器、Ｒ１６及びＲ１７は増幅器Ａ２７の出力端子と演算増幅器Ａ２８の演算増幅器Ａ２８の及び＋入力端子との間に接続された抵抗、Ｒ１８は演算増幅器Ａ２８の出力端子と−入力端子との間に接続された抵抗、Ｃ７は演算増幅器Ａ２８の＋入力端子と接地電位の間に接続されたコンデンサ、Ｔ２８１は演算増幅器Ａ２８の電源端子、Ｄ２８は演算増幅器Ａ２８の出力を整流するダイオード、Ｃ８及びＲ１９はダイオードＤ２８の出力側と接地電位との間に並列に接続されたコンデンサ及び抵抗である。これによって増幅回路及びピークホールド回路２８が構成されている。

Ａ２９はヒステリシス・コンパレータとして動作する演算増幅器で、その−入力端子がダイオードＤ２８の出力に接続され、出力端子が抵抗Ｒ２０を介してｎｐｎトランジスタＱ４のベースに接続されている。ｎｐｎトランジスタＱ４のエミッタは接地電位に接続され、コレクタは可変利得増幅回路２６のスイッチＳＷ３に接続されると共に抵抗Ｒ２１を介して電源に接続されている。演算増幅器Ａ２９の出力端子は抵抗Ｒ２２を介して電源と接地電位間に接続された抵抗Ｒ２３に得られる電圧を可変に出来るように接続されている。演算増幅器Ａ２９の＋入力端子は抵抗Ｒ２２に得られる電圧を可変できるように接続されている。Ｔ２９１は演算増幅器Ａ２９の電源端子、Ｔ２９２は抵抗Ｒ２１の電源端子、Ｔ２９３は可変抵抗Ｒ２３の電源端子である。これによって信号レベル判定回路２９が構成される。

演算増幅器Ａ２６には常に帰還抵抗Ｒ１４とスイッチＳＷ３が接続された帰還抵抗Ｒ１５が並列に接続されており、スイッチＳＷ３がオフの時は帰還抵抗Ｒ１４にみであり利得は１０倍に、スイッチＳＷ３がオンすると２個の帰還抵抗Ｒ１４、Ｒ１５が並列接続されるため、両抵抗が同一抵抗値を有する場合、利得は５倍になる。スイッチＳＷ３の切り替えはフィードフォワード制御回路で行う。増幅器Ａ２６と同じ利得を有する演算増幅器Ａ２８を含む増幅回路の出力信号のピーク値を参照信号として演算増幅器Ａ２９に提供し、参照信号が設定され電圧より高くなれば、ＳＷ３をオンして演算増幅器Ａ２６の利得を下げ、逆に参照信号が設定された電圧より低くなれがＳＷ３をオフして演算増幅器Ａ２６の利得を上げる。従って、フォトインタラプタで得られる脈波に関連する生体情報に個人差、年齢差があっても、常に最適の状態で信号処理が行われ、出力端子Ｔ２６２から脈波信号を出力することが出来る。

ヒステリシス・コンパレータ（Ａ２９）は参照信号のリップルにより利得が短時間のうちに切り替わるのを防ぐために用いており、ヒステリシスの幅はリップルよりも大きい値に設定する。また、利得を下げるしきい電圧は、演算増幅器の最大出力電圧とピークホールド回路２８のダイオードＤ２８の順電圧を考慮して決定する。試作に用いたオペアンプ（演算増幅器）の最大出力は電源電圧−１．５(Ｖ)になっているので、５(Ｖ)−１．５(Ｖ)＝３．５(Ｖ)が最大出力電圧になる。この電圧からダイオードの順電圧約０．５（Ｖ）を引いた３(Ｖ)をしきい値電圧とした。ゲインが上がるときのしきい値電圧は３(Ｖ)より０．５Ｖ低い２．５(Ｖ)とした。図１４を用いて説明する。コンパレータの出力が高い方から低い方へ変わるときの電圧Ｖｓｈは、

ｒ１＋ｒ２≫ｒ３であるので、次のように近似できる。

コンパレータの出力電圧が低い方から高い方へ変わるときの電圧Ｖｓｌは、

ｒ１＋ｒ２≫ｒ４であるので、次のように近似できる。

ここで、ｒ１＝９００ｋΩ、ｒ２＝１００ｋΩ、ｒ３＝４．５ｋΩ、ｒ４＝５．５ｋΩとすると、式（２）及び式（４）からＶｓｈはそれぞれ２．９７５Ｖ、Ｖｓｌは２．４７５(Ｖ)になる。
図１５は参照信号と演算増幅器Ａ２６の出力信号の波形を示すもので、（ａ）は演算増幅器Ａ２７の出力信号（参照信号）のピーク値が設定した値よりも小さいため演算増幅器Ａ２６の利得は高い状態にされ、参照信号と演算増幅器Ａ２６の出力信号が等しくなっている場合を示し、（ｂ）はは演算増幅器Ａ２７の出力信号（参照信号）のピーク値が設定した値よりも大きいため演算増幅器Ａ２６の利得は低い状態にされ、演算増幅器Ａ２６の出力信号は参照信号より小さくなっている場合を示している。

本発明脈波測定装置を実施例として示した回路例で説明した、本発明はこの回路例に限定されるものでなく、本発明の技術思想の範囲内において種々の回路構成が可能である。

２０ 生体（指）
２１ フォトインタラプタ
２１１ 発光手段
２１２ 受光手段
２２ パルス駆動回路
２３ 電流電圧変換回路
２４ 復調回路
２５ フィルタ
２６ 可変利得増幅回路
２７、２８、２９ フィードフォワード制御回路
２００ａ 第１の回路手段
２００ｂ 第２の回路手段

Claims (5)

1. 生体から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電圧信号を取得し、このパルス変調生体電圧信号からそれより低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する第１の回路手段と、
   前記第１の回路手段で生成した前記ベースバンド生体電圧信号をフィードフォワード制御を用いて可変利得増幅して脈波信号を生成する第２の回路手段と、
   を具備することを特徴とする脈波計測装置。
2. 生体情報取得対象の生体の一部に向けてパルス光を照射して前記生体で反射又は透過するパルス光からパルス変調したパルス変調生体電流信号を生成する手段、
   前記パルス変調生体電流信号をパルス変調生体電圧信号に変換する電流電圧変換手段、
   前記パルス変調生体電圧信号から前記パルス変調生体電圧信号より低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する復調手段、
   前記ベースバンド生体電圧信号に重畳した不要な周波数成分を減衰する低域フィルタ又は帯域フィルタから選択されたフィルタ手段からなる第１の回路手段と、
   前記フィルタ手段の出力信号をフィードフォワード制御を用いて可変利得増幅して脈波信号を生成する第２の回路手段と、
   を具備することを特徴とする脈波計測装置。
3. 生体から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電圧信号を取得し、このパルス変調生体電圧信号からそれより低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する第１の回路手段と、
   前記ベースバンド生体電圧信号を増幅する増幅手段、前記増幅手段の出力信号のピーク値を保存するピークホールド手段、前記ピーク値を参照信号として前記可変利得増幅手段の利得を制御する利得切り替え手段からなる第２の回路手段と、
   を備えることを特徴とする脈波計測装置。
4. 生体から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電圧信号を取得し、このパルス変調生体電圧信号からそれより低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する第１の工程と、
   前記ベースバンド生体電圧信号をフィードフォワード制御により可変利得増幅して脈波信号を生成する第２の工程と、
   を具備することを特徴とする脈波計測方法。
5. 生体の一部に向けてパルス光を照射して前記生体で反射又は前記生体を透過するパルス光から生体情報をパルス変調したパルス変調生体電流信号を取得する工程と、
   前記パルス変調生体電流信号をパルス変調生体電圧信号に変換する工程と、
   前記パルス変調生体電圧信号から前記パルス変調生体電圧信号より低周波の連続したベースバンド生体電圧信号を生成する工程と、
   前記ベースバンド生体電圧信号に重畳した不要な周波数成分を減衰する工程と、
   不要な周波数成分を減衰した前記生体電圧信号をフィードフォワード利得制御を用いて可変利得増幅することにより脈波信号を得る工程と、
   を具備することを特徴とする脈波計測方法。

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