JP2012019926A - 脈波センサ - Google Patents

Abstract

【課題】脈波を正確に測定することが可能な脈波センサを提供する。
【解決手段】脈波センサは、異なる位置に設けられた複数の発光部（ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８）と、前記複数の発光部から各々照射されて被測定者の生体内を透過した光の強度を前記複数の発光部毎に検出する少なくとも一つの受光部（ＰＤ）と、前記受光部から出力される測定値に基づいて前記被測定者の脈波を取得する演算処理装置と、を有する。
【選択図】図３

Description

本発明は、脈波センサに関するものである。

従来の脈波センサは、発光部（一般には近赤外ＬＥＤ［Light Emitting Diode］）と受光部（フォトダイオードやフォトトランジスタ）１つずつを一対として、脈波の測定を行う構成とされていた。

なお、上記に関連する従来技術の一例としては、特許文献１を挙げることができる。

特開平５−２１２０１６号公報

しかしながら、従来の脈波センサには、（１）安静状態で測定しなければ正確な測定値を得ることができない、（２）脈波センサに指先（血管が走行していれば、その他の部位でも可）を押し当てる圧力（以下では押圧と呼ぶ）によって測定値にばらつきが生じる、（３）測定中は指先を動かしてはならない、（４）脈波センサから指先が浮いた状態では測定値がぶれる、（５）脈波の強度には個人差がある、というように、脈波の測定精度を高める上で解決すべき種々の課題があった。

本発明は、本願の発明者らによって見い出された上記の問題点に鑑み、脈波を正確に測定することが可能な脈波センサを提供することを目的とする。

上記の目的を達成するために、本発明に係る脈波センサは、異なる位置に設けられた複数の発光部と、前記複数の発光部から各々照射されて被測定者の生体内を透過した光の強度を前記複数の発光部毎に検出する少なくとも一つの受光部と、前記受光部から出力される測定値に基づいて前記被測定者の脈波を取得する演算処理装置と、を有する構成（第１−１の構成）とされている。

なお、上記第１−１の構成から成る脈波センサにおいて、前記受光部は、前記複数の発光部に対して共通に設けられており、前記複数の発光部は、順次点灯される構成（第１−２の構成）にするとよい。

また、上記第１−２の構成から成る脈波センサにおいて、前記複数の発光部は、前記受光部を中心とする円周上に等間隔で配置された構成（第１−３の構成）にするとよい。

また、上記第１−３の構成から成る脈波センサにおいて、前記複数の発光部は、各々の出力強度が異なる構成（第１−４の構成）にするとよい。

また、上記第１−３の構成から成る脈波センサにおいて、前記複数の発光部は、各々の出力波長が異なる構成（第１−５の構成）にするとよい。

また、上記第１−５の構成から成る脈波センサにおいて、前記複数の発光部は、周回毎に出力強度が変化される構成（第１−６の構成）にするとよい。

また、上記第１−３〜第１−６いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記複数の発光部は、複数個ずつ同時点灯される構成（第１−７の構成）にするとよい。

また、上記第１−１の構成から成る脈波センサにおいて、前記受光部は、前記複数の発光部に対して各々ペアを組むように複数設けられており、前記複数の発光部は、同時点灯される構成（第１−８の構成）にするとよい。

また、上記第１−１〜第１−８いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記複数の発光部毎に検出される複数の測定値のうち、最も強度の大きいものを脈強度として採用する構成（第１−９の構成）にするとよい。

また、上記第１−１〜第１−８いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記複数の発光部毎に検出される複数の測定値について、その合算値または平均値を脈強度として採用する構成（第１−１０の構成）にするとよい。

また、上記第１−１〜第１−１０いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部と前記受光部は、前記被測定者の身体の一部に対していずれも同じ側に設けられている構成（第１−１１の構成）にするとよい。

また、上記の目的を達成するために、本発明に係る脈波センサは、出力強度可変の発光部と、前記発光部から照射されて被測定者の生体内を透過した光の強度を検出する受光部と、前記受光部から出力される測定値に基づいて前記被測定者の脈波に関する情報を取得する演算処理装置と、を有する構成（第２−１の構成）とされている。

なお、上記第２−１の構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部は、脈波測定時に出力強度が変化される構成（第２−２の構成）にするとよい。

また、上記第２−２の構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記発光部の出力強度毎に検出される複数の測定値について、適正レベルに収まっているものを抽出した上で、最も強度の大きいものを脈強度として採用する構成（第２−３の構成）にするとよい。

また、上記第２−２の構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記発光部の出力強度毎に検出される複数の測定値について、適正レベルに収まっているものを抽出した上で、その合算値または平均値を脈強度として採用する構成（第２−４の構成）にするとよい。

また、上記第２−１〜第２−４いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部は、出力強度の異なる複数の発光素子の順次点灯制御により、全体の出力強度を変化する構成（第２−５の構成）にするとよい。

また、上記第２−１〜第２−４いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部は、複数の発光素子の点灯数制御により、全体の出力強度を変化する構成（第２−６の構成）にするとよい。

また、上記第２−１〜第２−６いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記被測定者毎に、前記発光部の出力強度の最適値を判別して記憶する構成（第２−７の構成）にするとよい。

また、上記第２−１〜第２−７いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部と前記受光部は、前記被測定者の身体の一部に対していずれも同じ側に設けられている構成（第２−８の構成）にするとよい。

また、上記の目的を達成するために、本発明に係る脈波センサは、出力波長可変の発光部と、前記発光部から照射されて被測定者の生体内を透過した光の強度を検出する受光部と、前記受光部から出力される測定値に基づいて前記被測定者の脈波に関する情報を取得する演算処理装置と、を有する構成（第３−１の構成）とされている。

なお、上記第３−１の構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部は、脈波測定時に出力波長が変化される構成（第３−２の構成）にするとよい。

また、上記第３−２の構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記発光部の出力波長毎に検出される複数の測定値について、適正レベルに収まっているものを抽出した上で、最も強度の大きいものを脈強度として採用する構成（第３−３の構成）にするとよい。

また、上記第３−２の構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記発光部の出力波長毎に検出される複数の測定値について、適正レベルに収まっているものを抽出した上で、その合算値または平均値を脈強度として採用する構成（第３−４の構成）にするとよい。

また、上記第３−１〜第３−４いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部は、出力波長の異なる複数の発光素子の順次点灯制御により、全体の出力波長を変化する構成（第３−５の構成）にするとよい。

また、上記第３−１〜第３−５いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記演算処理装置は、前記被測定者毎に、前記発光部の出力波長の最適値を判別して記憶する構成（第３−６の構成）にするとよい。

また、上記第３−１〜第３−６いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部の出力波長は、およそ６００ｎｍ以下の可視光領域に属する構成（第３−７の構成）にするとよい。

また、上記の目的を達成するために、本発明に係る脈波センサは、出力波長がおよそ６００ｎｍ以下の可視光領域に属する発光部と、前記発光部から照射されて被測定者の生体内を透過した光の強度を検出する受光部と、前記受光部から出力される測定値に基づいて前記被測定者の脈波に関する情報を取得する演算処理装置と、を有する構成（第３−８の構成）とされている。

なお、上記第３−１〜第３−８いずれかの構成から成る脈波センサにおいて、前記発光部と前記受光部は、前記被測定者の身体の一部に対していずれも同じ側に設けられている構成（第３−９の構成）にするとよい。

本発明に係る脈波センサであれば、測定状態の違いや個人差に依ることなく、脈波を正確に測定することが可能である。

脈波測定の原理を説明するための模式図 生体内における光の減衰量（吸光度）が時間的に変化する様子を示す波形図 本発明に係る脈波センサの一構成例を示す模式図 第１の測定動作を示すフローチャート 第２の測定動作を示すフローチャート 第３の測定動作を示すフローチャート 第４の測定動作を示すフローチャート 第５の測定動作を示すフローチャート 第６の測定動作を示すフローチャート 第７の測定動作を示すフローチャート 押圧と脈強度（測定値）との関係を示す図 ＬＥＤ強度と脈強度（測定値）との関係を示す図 ＬＥＤ波長と脈強度（測定値）との関係を示す図 本発明に係る脈波センサの第１変形例を示す模式図 本発明に係る脈波センサの第２変形例を示す模式図 本発明に係る脈波センサの第３変形例を示す模式図 本発明に係る脈波センサの第４変形例を示す模式図 本発明に係る脈波センサの第５変形例を示す模式図 各種ＬＥＤ出力と脈強度（測定値）との関係を示す図 ＬＥＤ波長とＨｂＯ_２の吸収係数との関係を示す図 本発明に係る脈波センサの回路ブロック図 脈波センサ１の一動作例を示すフローチャート

＜脈波測定の原理＞
図１は、脈波測定の原理を説明するための模式図であり、図２は、生体内における光の減衰量（吸光度）が時間的に変化する様子を示す波形図である。

容積脈波法による脈波測定では、例えば、図１に示すように、測定窓に押し当てられた指先（血管が走行していれば、その他の部位でも可）に向けて発光部（ＬＥＤなど）から光が照射され、体内を透過して体外に出てくる光の強度が受光部（フォトダイオードやフォトトランジスタなど）で検出される。ここで、図２に示したように、生体組織や静脈血（脱酸素化ヘモグロビンＨｂ）による光の減衰量（吸光度）は一定であるが、動脈血（酸素化ヘモグロビンＨｂＯ_２）による光の減衰量（吸光度）は拍動によって時間的に変動する。従って、可視領域から近赤外領域にある「生体の窓」（光が生体を透過しやすい波長領域）を利用して、末梢動脈の吸光度変化を測定することにより、容積脈波を測定することができる。

＜脈波から分かること＞
なお、心臓及び自立神経の支配を受けている脈波は、常に一定の挙動を示すものではなく、被測定者の状態によって様々な変化（揺らぎ）を生じるものである。従って、脈波の変化（揺らぎ）を解析することにより、被測定者の様々な身体情報を得ることができる。例えば、心拍数からは、被測定者の運動能力や緊張度などを知ることができ、心拍変動からは、被測定者の疲労度、快眠度、及び、ストレスの大きさなどを知ることができる。また、脈波を時間軸で２回微分することにより得られる加速度脈波からは、被測定者の血管年齢や動脈硬化度などを知ることができる。

ただし、脈波の変化（揺らぎ）を正しく解析するためには、脈波自体を高精度に測定することが重要であり、測定状態の違いや個人差に起因する測定ばらつき（測定誤差）を極力低減しなければならない。

＜本発明の構成＞
図３は、本発明に係る脈波センサの一構成例を示す模式図である。本構成例の脈波センサは、発光部と受光部が指先に対して互いに反対側に設けられた構成（いわゆる透過型、図１の破線矢印を参照）ではなく、発光部と受光部が指先に対していずれも同じ側に設けられた構成（いわゆる反射型、図１の実線矢印を参照）とされており、かつ、図３に示すように、単一の受光部ＰＤ（例えばフォトダイオードやフォトトランジスタ）と、受光部ＰＤを中心とする円周上に等間隔で配置された８つの発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８（例えば発光ダイオード）と、を有する。なお、以下の説明では、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度をＩ１〜Ｉ８で表し、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力波長をλ１〜λ８で表す。また、図３には明示されていないが、本発明に係る脈波センサは、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の発光制御や受光素子ＰＤの受光制御を行うほか、受光素子ＰＤで得られた測定値に各種の信号処理を施すための演算処理装置（ＣＰＵ［Central Processing Unit］など）を有する。なお、発光部の個数はあくまで例示であり、８つ以外でも構わない。

＜第１の測定動作＞
図４は、図３の脈波センサを用いた第１の測定動作を示すフローチャートである。第１の測定動作を行う際の前提条件として、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度Ｉ１〜Ｉ８はいずれも共通の一定値Ｉであり、出力波長λ１〜λ８はいずれも共通の一定値λであるものとする。

時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の測定が開始されると、ステップＳ１０１では、複数設けられた発光部ＬＥＤｘ（ただし、ｘはＬＥＤ番号であり、ｘ＝１、２、…、７、８、以下同様）の点消灯制御に先立ち、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのリセット（ｘ＝１に設定）が行われる。ステップＳ１０２では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝１）に基づいて、発光部ＬＥＤ１のみが点灯され、その余の発光部ＬＥＤ２〜ＬＥＤ８がいずれも消灯される。ステップＳ１０３では、発光部ＬＥＤ１から照射されて体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）として出力され、演算処理装置の記憶領域、或いは、演算処理装置に外部接続される記憶装置に一時格納される。ステップＳ１０４では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント（ｘ＝２に設定）が行われる。ステップＳ１０５では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘが８よりも大きいか否かの判定（一巡判定）が行われる。ここでノー判定が下された場合には、フローがステップＳ１０２に戻され、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝２）に基づいて発光部ＬＥＤ２の点灯が行われた後、ステップＳ１０３〜Ｓ１０５においては、それぞれ、測定値ＤＡＴＡ２（ｔ）の取得、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント、及び、一巡判定が行われる。以後も、ステップＳ１０５にてイエス判定が下されない限り、ステップＳ１０２〜ステップＳ１０５のフローが繰り返されて、発光部ＬＥＤ３〜ＬＥＤ８の順次点灯、及び、測定値ＤＡＴＡ３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）の順次取得が行われる。一方、ステップＳ１０５にてイエス判定が下された場合には、上記一連の測定動作が終了される。なお、実際の脈波測定に際しては、上記一連の測定動作が所定のサンプリングレート（５００Ｈｚ〜１０，０００Ｈｚ）で所定の測定期間（例えば１秒間）に亘って繰り返される。

このように、第１の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するために、異なる位置に設けられた同一強度、同一波長の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８が順次点灯され、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）として各々個別に取得される。その後、演算処理装置では、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）に基づいて、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）が決定される。

時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法としては、例えば、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）のうち、最も強度の大きいもの（Ｓ／Ｎの良好なもの）を選択することが考えられる。このような手法を採用すれば、脈波センサに対する指先の浮き加減や被測定者毎の個人差（血管走行の違いなど）の影響を低減することが可能となる。

また、別の手法としては、例えば、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）の合算値や平均値を時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）とすることが考えられる。このような手法を採用すれば、押圧の位置依存性を解消することも可能となる。

また、先にも述べた通り、本構成例の脈波センサでは、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８と受光部ＰＤが指先に対していずれも同じ側に設けられた構成（いわゆる反射型）が採用されている。このような構成を採用したことにより、受光部ＰＤに戻ってくる光の強度は、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の位置の違いを反映しやすくなるので、上記の作用・効果を高める上で好適な構成であると言える。

＜第２の測定動作＞
図５は、図３の脈波センサを用いた第２の測定動作を示すフローチャートである。第２の測定動作を行う際の前提条件として、出力波長λ１〜λ８はいずれも共通の一定値λであるものとする。

時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の測定が開始されると、ステップＳ２０１では、複数設けられた発光部ＬＥＤｘの点消灯制御に先立ち、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのリセット（ｘ＝１に設定）が行われる。ステップＳ２０６では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝１）に基づいて発光部ＬＥＤ１の出力強度Ｉ１が設定される。ステップＳ２０２では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝１）に基づいて、発光部ＬＥＤ１のみが点灯され、その余の発光部ＬＥＤ２〜ＬＥＤ８がいずれも消灯される。ステップＳ２０３では、発光部ＬＥＤ１から照射されて体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）として出力され、演算処理装置の記憶領域、若しくは、演算処理装置に外部接続される記憶装置に一時格納される。ステップＳ２０４では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント（ｘ＝２に設定）が行われる。ステップＳ２０５では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘが８よりも大きいか否かの判定が行われる。ここで、ノー判定が下された場合には、フローがステップＳ２０６に戻され、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝２）に基づいて発光部ＬＥＤ２の出力強度Ｉ２（＞Ｉ１）が設定された後、ステップＳ２０２〜Ｓ２０５では、それぞれ、発光部ＬＥＤ２の点灯、測定値ＤＡＴＡ２（ｔ）の取得、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント、並びに、一巡判定が行われる。以後も、ステップＳ２０５にてイエス判定が下されない限り、ステップＳ２０６、及び、ステップＳ２０２〜ステップＳ２０５のフローが繰り返されて、出力強度Ｉ３〜Ｉ８の順次設定（Ｉ３＜Ｉ４＜…＜Ｉ７＜Ｉ８）、発光部ＬＥＤ３〜ＬＥＤ８の順次点灯、及び、測定値ＤＡＴＡ３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）の順次取得が行われる。一方、ステップＳ２０５においてイエス判定が下された場合には、上記一連の測定動作が終了される。なお、実際の脈波測定に際しては、上記一連の測定動作が所定のサンプリングレート（５００Ｈｚ〜１０，０００Ｈｚ）で所定の測定期間（例えば１秒間）に亘って繰り返される。

このように、第２の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するために、同一波長の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８が相異なる出力強度で順次点灯され、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）として各々個別に取得される。その後、演算処理装置では、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）に基づいて、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）が決定される。

出力強度Ｉ１〜Ｉ８を可変することの意義について、図１１及び図１２を参照しながら説明する。図１１は、押圧と脈強度（測定値）との関係を示す図であり、図１２は、ＬＥＤ強度（発光部の出力強度）と脈強度（測定値）との関係を示す図である。なお、図１２の実線（１）〜（４）は、それぞれ、図１１の押圧（１）〜（４）が与えられた状態下で得られるＬＥＤ強度と脈強度との関係を示している。

図１１に示すように、基本的には押圧が高いほど脈強度は強くなるが、押圧が高過ぎると指先に血流が届き難くなって脈強度が低下に転じる。このように、脈強度は押圧に応じて変化するが、押圧は被測定者によって千差万別であり、脈波センサ側でその大きさを制御することは困難である。一方、図１２に示すように、基本的にはＬＥＤ強度が高いほど脈強度は強くなるが、受光部ＰＤには出力の飽和値（カットオフ値）が存在するため、ＬＥＤ強度を上げ過ぎると、脈強度が飽和値に振り切ってしまい、正しい測定結果を得ることができなくなるおそれがある。すなわち、適正レベルの脈強度が得られるＬＥＤ強度は例えば押圧の違いに応じて大きく異なるものとなる。

そこで、第２の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するに際して、各々の出力強度Ｉ１〜Ｉ８を段階的に高めながら複数の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８を順次点灯し、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度を測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）として各々個別に取得する構成とされている。このような構成とすることにより、例えば、押圧（１）が与えられた状況下では、比較的出力強度の低い発光部が点灯されたときに適正レベルの脈強度が得られることになり、また、押圧（４）が与えられた状況下では、比較的出力強度の高い発光部が点灯されたときに適正レベルの脈強度が得られることになる。

なお、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法については、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）のうち、適正レベルに収まっているものを適宜抽出した上で、例えば、その最大値や合算値、或いは、平均値を採択することが考えられる。

このように、第２の測定動作であれば、先に説明した第１の測定動作と同様の効果を享受することができるほか、押圧の違いなどに依らず、適正レベルの脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得することが可能となる。

＜第３の測定動作＞
図６は、図３の脈波センサを用いた第３の測定動作を示すフローチャートである。第３の測定動作を行う際の前提条件として、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度Ｉ１〜Ｉ８はいずれも共通の可変値Ｉ（ｙ）（ただしｙは周回数）であり、出力波長λ１〜λ８はいずれも共通の一定値λであるものとする。

時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の測定が開始されると、ステップＳ３０１では、複数設けられた発光部ＬＥＤｘの点消灯制御に先立ち、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのリセット（ｘ＝１に設定）、及び、周回数ｙのリセット（ｙ＝１に設定）が行われる。ステップＳ３０６では、現在の周回数ｙ（＝１）に基づいて、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８に共通の出力強度Ｉ（１）が設定される。ステップＳ３０２では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝１）に基づいて、発光部ＬＥＤ１のみが点灯され、その余の発光部ＬＥＤ２〜ＬＥＤ８がいずれも消灯される。ステップＳ３０３では、発光部ＬＥＤ１から照射されて体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）として出力され、演算処理装置の記憶領域、或いは、演算処理装置に外部接続される記憶装置に一時格納される。ステップＳ３０４では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント（ｘ＝２に設定）が行われる。ステップＳ３０５では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘが８よりも大きいか否かの判定が行われる。ここで、ノー判定が下された場合は、フローがステップＳ３０２に戻され、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝２）に基づいて発光部ＬＥＤ２の点灯が行われた後、ステップＳ３０３〜Ｓ３０５においては、それぞれ、測定値ＤＡＴＡ２−１（ｔ）の取得、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント、並びに、一巡判定が行われる。以後も、ステップＳ３０５にてイエス判定が下されない限り、ステップＳ３０２〜ステップＳ３０５のフローが繰り返され、発光部ＬＥＤ３〜ＬＥＤ８の順次点灯、及び、測定値ＤＡＴＡ３−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）の順次取得が行われる。

一方、ステップＳ３０５にてイエス判定が下された場合には、フローがステップＳ３０７に進められ、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのリセット（ｘ＝１に設定）と周回数ｙのインクリメント（ｙ＝２に設定）が行われる。ステップＳ３０８では、周回数ｙが３よりも大きいか否かの判定（周回終了判定）が行われる。ここで、ノー判定が下された場合は、フローがステップＳ３０６に戻され、現在の周回数ｙ（＝２）に基づいて、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８に共通の新たな出力強度Ｉ（２）（＞Ｉ（１））が設定された後、ステップＳ３０２〜Ｓ３０５のループ処理（測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−２（ｔ）の順次取得）が実行され、さらに、ステップＳ３０７及びステップＳ３０８では、それぞれ、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのリセット処理及び周回数ｙのインクリメント処理、並びに、周回終了判定が行われる。以後も、ステップＳ３０８にて、イエス判定が下されない限り、ステップＳ３０６、ステップＳ３０２〜ステップＳ３０５、ステップＳ３０７、及び、ステップＳ３０８のフローが繰り返され、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８に共通の新たな出力強度Ｉ（３）（＞Ｉ（２））を設定した上で、測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）の順次取得が行われる。一方、ステップＳ３０８にてイエス判定が下された場合には、上記一連の測定動作が終了される。なお、実際の脈波測定に際しては、上記一連の測定動作が所定のサンプリングレート（５００Ｈｚ〜１０，０００Ｈｚ）で所定の測定期間（例えば１秒間）に亘って繰り返される。

このように、第３の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するために、周回毎の出力強度Ｉ（ｙ）を変化させながら、同一波長の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８が複数周回に亘って順次点灯され、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が１周目の測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）、２周目の測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−２（ｔ）、及び、３周目の測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）として各々個別に取得される。その後、演算処理装置では、１周目の測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）、２周目の測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜８−２（ｔ）、及び、３周目の測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）に基づいて、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）が決定される。

出力強度Ｉ１〜Ｉ８を可変することの意義は先に述べた通りであり、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法については、１周目の測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）、２周目の測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜８−２（ｔ）、及び、３周目の測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）のうち、適正レベルに収まっているものを適宜抽出した上で、例えば、全ての測定値のうちで最も強度の大きいものを選択してもよいし、或いは、全ての測定値の合算値や平均値を算出してもよい。若しくは、周回毎の測定値を比べて最も強度の大きい周回を特定し、当該周回中の測定値を対象としてその最大値や合算値、或いは、平均値を採択することも考えられる。

このように、第３の測定動作であれば、先に説明した第２の測定動作に比べて、より確実に適正レベルの脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得することが可能となる。

＜第４の測定動作＞
図７は、図３の脈波センサを用いた第４の測定動作を示すフローチャートである。第４の測定動作は、先に説明した第１の測定動作を基本とした動作例であり、第４の測定動作を行う際の前提条件は、第１の測定動作時と同じく、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度Ｉ１〜Ｉ８がいずれも共通の一定値Ｉであり、出力波長λ１〜λ８がいずれも共通の一定値λであるものとする。

時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の測定が開始されると、ステップＳ４０１では、複数設けられた発光部ＬＥＤｘ（ただし、ｘはＬＥＤ番号であり、ｘ＝１、２、…、７、８、以下同様）の点消灯制御に先立ち、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのリセット（ｘ＝１に設定）が行われる。ステップＳ４０２では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝１）に基づいて、発光部ＬＥＤ１（＝ＬＥＤｘ）と発光部ＬＥＤ５（＝ＬＥＤ（ｘ＋４））が同時に点灯され、その余の発光部ＬＥＤ２〜ＬＥＤ４、及び、発光部ＬＥＤ６〜ＬＥＤ８がいずれも消灯される。すなわち、第４の測定動作では、受光部ＰＤに対して点対称となる位置に設けられた一対の発光部（ＬＥＤｘ、ＬＥＤ（ｘ＋４））が同時に点灯される。ステップＳ４０３では、発光部ＬＥＤ１及びＬＥＤ５から同時に照射されて体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる合算光の強度が測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）として出力され、演算処理装置の記憶領域、或いは、演算処理装置に外部接続される記憶装置に一時格納される。ステップＳ４０４では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント（ｘ＝２に設定）が行われる。ステップＳ４０５では、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘが４よりも大きいか否かの判定（一巡判定）が行われる。ここでノー判定が下された場合には、フローがステップＳ４０２に戻され、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘ（＝２）に基づいて発光部ＬＥＤ２及びＬＥＤ６の点灯が行われた後、ステップＳ４０３〜Ｓ４０５では、それぞれ、測定値ＤＡＴＡ２（ｔ）の取得、次に点灯すべきＬＥＤ番号ｘのインクリメント、及び、一巡判定が行われる。以後も、ステップＳ４０５にてイエス判定が下されない限り、ステップＳ４０２〜ステップＳ４０５のフローが繰り返され、発光部ＬＥＤ３及びＬＥＤ７の同時点灯による測定値ＤＡＴＡ３（ｔ）の取得と、発光部ＬＥＤ４及びＬＥＤ８の同時点灯による測定値ＤＡＴＡ４（ｔ）の取得が順次行われる。一方、ステップＳ４０５にてイエス判定が下された場合には、上記一連の測定動作が終了される。なお、実際の脈波測定に際しては上記一連の測定動作が所定のサンプリングレート（５００Ｈｚ〜１０，０００Ｈｚ）で所定の測定期間（例えば１秒間）に亘って繰り返される。

このように、第４の測定動作では、先に説明した第１の測定動作を基本としながら、受光部ＰＤに対して点対称となる位置に設けられた一対の発光部（ＬＥＤｘ、ＬＥＤ（ｘ＋４））が同時に点灯されるので、発光部毎の出力強度を不要に高めることなく、指先に十分な出力強度（合算強度）の光を照射することが可能となる。

なお、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法としては、先に説明した第１の測定動作と同様、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ４（ｔ）の最大値や合算値、或いは平均値を採択することが考えられる。

また、第４の測定動作では、第１の測定動作に発光部の同時点灯技術を適用した構成を例に挙げて説明を行ったが、本発明の構成はこれに限定されるものではなく、先に説明した第２の測定動作や第３の測定動作にも、発光部の同時点灯技術を適用可能であることは言うまでもない。

また、第４の測定動作では、指先位置に起因する測定値ばらつきを相殺するために、受光部ＰＤに対して点対称となる位置に設けられた一対の発光部（ＬＥＤｘ、ＬＥＤ（ｘ＋４））を同時に点灯する構成を例に挙げて説明を行ったが、本発明の構成はこれに限定されるものではなく、測定値のＳ／Ｎ向上を優先するのであれば、互いに近傍に設けられた複数の発光部（例えば、ＬＥＤｘ、ＬＥＤ（ｘ＋１））を同時に点灯する構成とすればよい。また、同時に点灯する発光部の個数も２つに限定されるものではなく、３つ以上の発光部を同時に点灯させてもよい。

＜第５の測定動作＞
図８は、図３の脈波センサを用いた第５の測定動作を示すフローチャートである。第５の測定動作を行う際の前提条件として、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度Ｉ１〜Ｉ８はいずれも共通の一定値Ｉであり、出力波長λ１〜λ８は互いに異なる値（可視光領域〜近赤外領域）とする。なお、出力波長λ１〜λ８としては、青、緑、黄、橙などの発光色に相当する波長が好適であるが、これについては後ほど詳細な説明を行う。

第５の測定動作（図８のステップＳ５０１〜Ｓ５０５）は、上記の前提条件が異なる以外、先に説明した第１の測定動作（図４のステップＳ１０１〜Ｓ１０５）と全く同一の内容である。すなわち、第５の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するために、同一強度の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８が相異なる出力波長で順次点灯され、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）として各々個別に取得される。その後、演算処理装置では、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）に基づいて、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）が決定される。

出力波長λ１〜λ８を可変することの意義について、先出の図１１と共に、図１３を参照しながら説明する。図１３は、ＬＥＤ波長（発光部の出力波長）と脈強度（測定値）との関係を示す図である。なお、図１３の実線（１）〜（４）は、それぞれ、図１１の押圧（１）〜（４）が与えられた状態下で得られるＬＥＤ波長と脈強度の関係を示している。

脈強度が押圧に応じて変化することについては、図１１を参照しながら先に述べた通りであるが、図１３に示したように、脈強度はＬＥＤ波長に応じても変化する。従って、ＬＥＤ波長が固定的に設定されていると、押圧によっては脈強度が飽和値に振り切ったり、逆に弱くなり過ぎたりして、正しい測定結果を得ることができなくなるおそれがある。すなわち、適正レベルの脈強度が得られるＬＥＤ波長は、例えば押圧の違いに応じて大きく異なるものとなる。

そこで、第５の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するに際して、各々の出力波長λ１〜λ８を切り替えながら複数の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８を順次点灯し、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度を測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）として各々個別に取得する構成とされている。このような構成とすることにより、例えば、押圧（１）が与えられた状況下では、比較的出力波長の長い発光部が点灯されたときに適正レベルの脈強度が得られることになり、また、押圧（４）が与えられた状況下では、比較的出力波長の短い発光部が点灯されたときに適正レベルの脈強度が得られることになる。

なお、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法については、先に説明した第
２の測定動作時と同じく、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８（ｔ）のうち、適正レベルに収まっているものを適宜抽出した上で、例えば、その最大値や合算値、或いは、平均値を採択することが考えられる。

このように、第５の測定動作であれば、先に説明した第１の測定動作と同様の効果を享受することができるほか、押圧の違いなどに依らず、適正レベルの脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得することが可能となる。

また、出力波長λ１〜λ８の異なる照射光は生体内への進入深さが異なるので、これらを切り替えて照射する構成であれば、被測定者の個人差、例えば、動脈血（酸素化ヘモグロビンＨｂＯ_２）による光の減衰量（吸光度）のばらつきを解消することも可能となる。

＜第６の測定動作＞
図９は、図３の脈波センサを用いた第６の測定動作を示すフローチャートである。第６の測定動作を行う際の前提条件として、発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度Ｉ１〜Ｉ８はいずれも共通の可変値Ｉ（ｙ）（ただしｙは周回数）であり、出力波長λ１〜λ８は互いに異なる値（可視光領域〜近赤外領域）とする。

第６の測定動作（図９のステップＳ６０１〜Ｓ６０８）は、上記の前提条件が異なる以外、先に説明した第３の測定動作（図６のステップＳ３０１〜Ｓ３０８）と全く同一の内容である。すなわち、第６の測定動作では、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得するために、周回毎の出力強度Ｉ（ｙ）を変化させながら、相異なる出力波長の発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８が複数周回に亘って順次点灯され、各発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８から体内を透過して受光部ＰＤに戻ってくる光の強度が１周目の測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）、２周目の測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−２（ｔ）、及び、３周目の測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）として各々個別に取得される。その後、演算処理装置では、１周目の測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）、２周目の測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜８−２（ｔ）、及び、３周目の測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）に基づいて、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）が決定される。

出力強度Ｉ１〜Ｉ８、及び、出力波長λ１〜λ８を各々可変することの意義については先に述べた通りであるが、第６の測定動作では、出力強度Ｉ１〜Ｉ８と出力波長λ１〜λ８の双方が組み合わせて可変制御される。このような構成とすることにより、押圧や被測定者の個人差に依らず、より確実に脈強度を適正レベルに収めることが可能となる。

例えば、先出の図１２で示したように、基本的にはＬＥＤ強度が高いほど脈強度は強くなるが、ＬＥＤ強度の増大に応じて散乱成分（ノイズ成分）も増えるので、ＬＥＤ強度の設定値には上限が存在する。そのため、十分な押圧が得られていない状態（例えば、図１２の押圧（４）を参照）では、ＬＥＤ強度を上限まで高めても、ＬＥＤ波長が一定である限り、適正レベルの脈強度を得られないおそれがある。しかしながら、ＬＥＤ強度とＬＥＤ波長の双方を組み合わせて可変制御すれば、各々単独で可変制御した場合に比べて脈強度の調整幅が広がるため、より確実に脈強度を適正レベルに収めることが可能となる。

なお、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法については、先に説明した第３の測定動作時と同じく、１周目の測定値ＤＡＴＡ１−１（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−１（ｔ）、２周目の測定値ＤＡＴＡ１−２（ｔ）〜８−２（ｔ）、及び、３周目の測定値ＤＡＴＡ１−３（ｔ）〜ＤＡＴＡ８−３（ｔ）のうち、適正レベルに収まっているものを適宜抽出した上で、例えば、全ての測定値のうちで最も強度の大きいものを選択してもよいし、或いは、全ての測定値の合算値や平均値を算出してもよい。若しくは、周回毎の測定値を比べて最も強度の大きい周回を特定し、当該周回中の測定値を対象として、その最大値や合算値、或いは、平均値を採択することも考えられる。

このように、第６の測定動作であれば、先に説明した第２、第３の測定動作（出力強度のみ可変制御）や第５の測定動作（出力波長のみ可変制御）に比べて、より確実に適正レベルの脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）を取得することが可能となる。

＜第７の測定動作＞
図１０は、図３の脈波センサを用いた第７の測定動作を示すフローチャートである。第７の測定動作を行う際の前提条件として発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８の出力強度Ｉ１〜Ｉ８はいずれも共通の一定値Ｉであり、出力波長λ１（＝λ５）、λ２（＝λ６）、λ３（＝λ７）、及び、λ４（＝λ８）は互いに異なる値（可視光領域〜近赤外領域）とする。

第７の測定動作（図１０のステップＳ７０１〜Ｓ７０５）は、上記の前提条件が異なる以外、先に説明した第４の測定動作（図７のステップＳ４０１〜Ｓ４０５）と全く同一の内容である。すなわち、第７の測定動作では、受光部ＰＤに対して点対称となる位置に設けられた同一波長の発光部（ＬＥＤｘ、ＬＥＤ（ｘ＋４））が同時に点灯されるので、発光部毎の出力強度を不要に高めることなく、指先に十分な出力強度（合算強度）の光を照射することが可能となる。

なお、時点ｔにおける脈強度ＤＡＴＡ（ｔ）の決定手法としては、先に説明した第４の測定動作と同様、測定値ＤＡＴＡ１（ｔ）〜ＤＡＴＡ４（ｔ）の最大値や合算値、或いは平均値を採択することが考えられる。

＜変形例＞
先出の図３では、単一の受光部ＰＤと、これを中心とする円周上に等間隔で配置された８つの発光部ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８と、を有する脈波センサを例に挙げたが、本発明の構成はこれに限定されるものではなく、例えば、図１４に示すように、発光部ＬＥＤと受光部ＰＤとを一対とした光センサモジュール（破線で囲まれた部分）を異なる位置に複数設けてもよい。このような構成とすることにより、複数の発光部を順次に点灯させる必要がなくなるので、脈波の測定時間を短縮することが可能となる。

また、脈波センサに対する指先の浮き加減や押圧の位置依存性を解消するためには、複数の発光部を設けることが望ましいが、出力強度や出力波長の可変制御によって得られる効果のみに着目するのであれば、図１５Ａ及び図１５Ｂ、ないしは、図１６Ａ及び図１６Ｂに示すように、必ずしも発光部を複数設ける必要はない。

なお、単一の発光部の出力強度を可変制御する手法としては、例えば、図１５Ａに示すように、発光部の駆動電流制御（ＰＷＭ［Pulse Width Modulation］制御による実効的な駆動電流制御も含む）を行う構成としてもよいし、或いは、図１５Ｂに示すように、複数の発光素子を用いて単一の発光部を形成し、その点灯数制御を行う構成としてもよい。

また、単一の発光部の出力波長を可変制御する手法としては、例えば、図１６Ａに示すように、発光部のフィルタ制御を行う構成としてもよいし、或いは、図１６Ｂに示すように、出力波長の異なる複数の発光素子を用いて単一の発光部を形成し、その点消灯制御を行う構成としてもよい。

また、上記で説明した第２及び第３の測定動作（出力強度のみ可変制御）、第５の測定動作（出力波長のみ可変制御）、並びに、第６の測定動作（出力強度と出力波長を組み合わせた可変制御）では、いずれの動作例においても、脈波の測定を行うたびに、発光部の出力強度や出力波長を可変制御する構成となっているが、本発明の構成はこれに限定されるものではなく、例えば、脈波の初回測定時に発光部の出力強度や出力波長の最適値を演算処理装置で判別し、その最適値をメモリに記憶しておく構成を採用すれば、以後、メモリに記憶されている最適値を用いて迅速かつ適切に脈波の測定を行うことが可能となる。また、複数の被測定者によって１つの脈波センサを共有する場合には、被測定者毎に発光部の出力強度や出力波長の最適値をメモリに記憶しておき、メモリに記憶された複数通りの最適値を任意に読み出せる構成にしておけばよい。

＜出力波長についての考察＞
図１７は、各種ＬＥＤ出力と脈強度（測定値）との関係を示す図であり、図１８は、ＬＥＤ波長と酸素化ヘモグロビンＨｂＯ_２の吸収係数との関係を示す図である。実験では、いわゆる反射型の脈波センサにおいて、発光部の出力波長をλ１（青：４３０ｎｍ）、λ２（青：４６６ｎｍ）、λ３（青：４６８ｎｍ）、λ４（緑：５２０ｎｍ）、λ５（緑：５７０ｎｍ）、λ６（黄：５８７ｎｍ）、λ７（橙：６０５ｎｍ）、λ８（赤：６４０ｎｍ）、λ９（赤：６６０ｎｍ）、及び、λ１０（白）とし、発光部の出力強度（駆動電流値）を１ｍＡ、５ｍＡ、１０ｍＡに変化させたときの挙動を各々調査した。その結果、およそ波長６００ｎｍ以下の可視光領域（発光色で言えば、青（λ１〜λ３）、緑（λ４、λ５）、黄（λ６）、及び、橙（λ７）に相当する波長領域）では、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ_２の吸収係数が大きくなり、測定される脈波のピーク強度が大きくなるため、脈波の波形を比較的取得しやすいことが分かった。

なお、動脈血の酸素飽和度を検出するパルスオキシメータでは、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ_２の吸収係数（実線）と脱酸素化ヘモグロビンＨｂの吸収係数（破線）との差違が最大となる近赤外領域の波長（７００ｎｍ前後）が発光部の出力波長として広く一般的に用いられているが、脈波センサ（特に、いわゆる反射型の脈波センサ）としての利用を考えた場合には、上記の実験結果で示したように、波長６００ｎｍ以下の可視光領域を発光部の出力波長として用いることが望ましいと言える。

＜具体的なアプリケーション例＞
図１９は、本発明に係る脈波センサの具体的な回路ブロック図である。本構成例の脈波センサ１は、光センサ回路１０と、演算処理装置２０（以下、ＣＰＵ２０と呼ぶ）と、無線通信部３０と、ＤＣ／ＤＣコンバータ４０と、ＣＰＵプログラム書換用端子５０と、を有している。

光センサ回路１０は、発光ダイオードＬＥＤ１〜ＬＥＤ４と、フォトトランジスタＰＤと、オペアンプＡＭＰ１及びＡＭＰ２と、抵抗Ｒ１〜Ｒ１１と、コンデンサＣ１〜Ｃ６とを有する。発光ダイオードＬＥＤ１〜ＬＥＤ４のアノードは、いずれも、内部電源電圧ＶＤＤの印加端に接続されている。発光ダイオードＬＥＤ１〜ＬＥＤ４のカソードは、それぞれ、抵抗Ｒ１〜Ｒ４を介してＣＰＵ２０に接続されている。フォトトランジスタＰＤのコレクタは、抵抗Ｒ５を介して内部電源電圧ＶＤＤの印加端に接続されている。フォトトランジスタＰＤのエミッタは、接地端に接続されている。

コンデンサＣ１の第１端は、フォトトランジスタＰＤのコレクタに接続されている。コンデンサＣ１の第２端は、抵抗Ｒ６を介して接地端に接続されている。なお、コンデンサＣ１と抵抗Ｒ６により、直流成分除去用のハイパスフィルタが形成されている。

オペアンプＡＭＰ１の非反転入力端（＋）は、コンデンサＣ１の第２端に接続されている。オペアンプＡＭＰ１の反転入力端（−）は、抵抗Ｒ７を介して接地端に接続されている。オペアンプＡＭＰ１の出力端は、抵抗Ｒ８とコンデンサＣ３とを並列接続して成る帰還経路を介してオペアンプＡＭＰ１の反転入力端（−）に接続されている。オペアンプＡＭＰ１の第１電源端（高電源端）は、内部電源電圧ＶＤＤの印加端に接続される一方、コンデンサＣ２を介して接地端にも接続されている。オペアンプＡＭＰ１の第２電源端（低電源端）は、接地端に接続されている。なお、オペアンプＡＭＰ１、抵抗Ｒ７及びＲ８、並びに、コンデンサＣ２及びＣ３により、第１の増幅回路が形成されている。

抵抗Ｒ９の第１端は、オペアンプＡＭＰ１の出力端に接続されている。抵抗Ｒ９の第２端は、コンデンサＣ４を介して接地端に接続されている。なお、抵抗Ｒ９とコンデンサＣ４により、ノイズ成分除去用のローパスフィルタが形成されている。

オペアンプＡＭＰ２の非反転入力端（＋）は、抵抗Ｒ９の第２端に接続されている。オペアンプＡＭＰ２の反転入力端（−）は、抵抗Ｒ１０を介して接地端に接続されている。オペアンプＡＭＰ２の出力端は、可変抵抗Ｒ１１とコンデンサＣ６を並列接続して成る帰還経路を介してオペアンプＡＭＰ２の反転入力端（−）に接続されている。オペアンプＡＭＰ２の第１電源端（高電源端）は、内部電源電圧ＶＤＤの印加端に接続される一方、コンデンサＣ５を介して接地端にも接続されている。オペアンプＡＭＰ２の第２電源端（低電源端）は、接地端に接続されている。なお、オペアンプＡＭＰ２、抵抗Ｒ１０及びＲ１１、並びに、コンデンサＣ５及びＣ６により、第２の増幅回路が形成されている。

ＣＰＵ２０は、ＬＥＤ１〜ＬＥＤ４の発光制御、光センサ回路１０から出力される脈波強度の読み取り処理及び各種信号処理（アナログ／デジタル変換処理や正規データ選別処理など）、並びに、無線通信部３０を用いた無線通信制御を統括的に司る主体である。なお、ＣＰＵ２０には、プルダウン用の抵抗Ｒ１２及びＲ１３や、電源平滑用のコンデンサＣ７が外部接続されている。

無線通信部３０は、ＣＰＵ２０からの指示に基づいて、各種信号処理が施された脈波データを外部機器（例えば、携帯電話やゲーム機、パーソナルコンピュータ）に送信する半導体装置であり、例えば、ＢｌｕｅｔｏｏｔｈモジュールＩＣを用いることができる。なお、無線通信部３０には、電源平滑用のコンデンサＣ８が外部接続されている。

ＤＣ／ＤＣコンバータ４０は、リチウムイオン電池から供給される電源電圧Ｐ１（３．７Ｖ）から内部電源電圧ＶＤＤ（３．３Ｖ）を生成して、脈波センサ１の各部に供給する回路ブロックであり、ＤＣ／ＤＣコントローラＣＴＲＬと、コイルＬ１と、抵抗Ｒ１４及びＲ１５と、コンデンサＣ９及びＣ１０と、スイッチＳＷと、を有する。

ＣＰＵプログラム書換用端子５０は、脈波センサ１の外部から有線接続によってＣＰＵ２０の内部プログラムを書き換えるための外部端子である。

図２０は、脈波センサ１の一動作例を示すフローチャートである。脈波センサ１がパワーオンされると、まず、ステップＳ１にて、外部機器との無線接続（Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ接続）が確立された後、ステップＳ２にて、外部機器との無線通信（Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ通信）が開始される。次に、ステップＳ３にて、ＣＰＵ制御による脈波のセンシング動作が開始される。

脈波のセンシング動作では、まず、ステップＳ４にて発光ダイオードＬＥＤ１が所定時間（０．１ｍｓ〜１ｍｓ）だけ点灯され、ステップＳ５にて脈強度ＤＡＴＡ１の読み出しと記憶が行われる。次に、ステップＳ６にて発光ダイオードＬＥＤ２が所定時間（０．１ｍｓ〜１ｍｓ）だけ点灯され、ステップＳ７にて脈強度ＤＡＴＡ２の読み出しと記憶が行われる。次に、ステップＳ８にて発光ダイオードＬＥＤ３が所定時間（０．１ｍｓ〜１ｍｓ）だけ点灯され、ステップＳ９にて脈強度ＤＡＴＡ３の読み出しと記憶が行われる。次に、ステップＳ１０にて発光ダイオードＬＥＤ４が所定時間（０．１ｍｓ〜１ｍｓ）だけ点灯され、ステップＳ１１にて脈強度ＤＡＴＡ４の読み出しと記憶が行われる。

ステップＳ１２では、所定のサンプリング期間（例えば１秒間）が経過したか否かの判定が行われる。ここで、イエス判定が下された場合には、フローがステップＳ１３に進められる。一方、ノー判定が下された場合には、フローがステップＳ４に戻されて、以後、ステップＳ１２にてイエス判定が下されるまで、ステップＳ４〜Ｓ１２で説明した一連のサイクル動作が繰り返される。

ステップＳ１２にてイエス判定が下された場合、ステップＳ１３では、所定の演算処理（サイクル毎の正データ選択処理）が行われる。正データの選択手法としては、（１）サイクル毎に得られた脈強度ＤＡＴＡ１〜ＤＡＴＡ４のうち、最も信号強度の大きいものを１つ選択する、（２）サイクル毎に得られた脈強度ＤＡＴＡ１〜ＤＡＴＡ４を全て合算する、（３）サイクル毎に得られた脈強度ＤＡＴＡ１〜ＤＡＴＡ４を平均化する、などの手法が考えられる。

ステップＳ１３での演算処理が完了すると、ステップＳ１４にてＢｌｕｅｔｏｏｔｈ通信による外部機器へのデータ送信が行われた後、脈波センサ１はパワーオフされる。データ送信を受け付けた外部機器では、脈波データのグラフ表示や数値表示を行ったり、さらなるデータ解析を行うことが可能である。

なお、図２０の破線で囲まれたセンサ動作のうち、ステップＳ４〜Ｓ１１については、先出の図４〜図１０で説明したフローに適宜置き換えることが可能である。

上記構成から成る脈波センサ１を指や耳に装着可能な小型の脈波センサとして実用化すれば、気軽にいつでもどこでも脈波をセンシングすることが可能となるので、医療分野だけでなく、民生分野への応用（スポーツ分野での健康サポート、健康系ゲームの拡充や興奮度を取り入れた新規ゲームの開発、音響機器の付加価値向上（その日の気分に応じた選局機能など））も期待できるようになる。

なお、本発明の構成は、上記実施形態のほか、発明の主旨を逸脱しない範囲で種々の変更を加えることが可能である。すなわち、上記実施形態は、全ての点で例示であって、制限的なものではないと考えられるべきであり、本発明の技術的範囲は、上記実施形態の説明ではなく、特許請求の範囲によって示されるものであり、特許請求の範囲と均等の意味及び範囲内に属する全ての変更が含まれると理解されるべきである。

例えば、上記実施形態では、受光部で検出される複数の測定値のうち、その最大値や合算値、或いは、平均値を最終的な脈強度として採択する構成を例示して説明を行ったが、本発明の構成はこれに限定されるものではなく、例えば、受光部で検出される複数の測定値のうち、最もＳ／Ｎの良好なものを最終的な脈強度として採択する構成としてもよい。

本発明は、脈波センサの測定精度を高める上で有用な技術である。

１ 脈波センサ
１０ 光センサ回路
２０ 演算処理装置（ＣＰＵ）
３０ 無線通信部
４０ ＤＣ／ＤＣコンバータ
５０ ＣＰＵプログラム書換用端子
ＬＥＤ、ＬＥＤ１〜ＬＥＤ８ 発光部（発光ダイオード）
ＰＤ、ＰＤ１〜ＰＤ４ 受光部（フォトトランジスタ）
Ｒ１〜Ｒ１５ 抵抗
Ｃ１〜Ｃ１０ コンデンサ
ＡＭＰ１、ＡＭＰ２ オペアンプ
ＣＴＲＬ ＤＣ／ＤＣコントローラ
Ｌ１ コイル
ＳＷ スイッチ

Claims (11)

1. 異なる位置に設けられた複数の発光部と、
   前記複数の発光部から各々照射されて被測定者の生体内を透過した光の強度を前記複数の発光部毎に検出する少なくとも一つの受光部と、
   前記受光部から出力される測定値に基づいて前記被測定者の脈波を取得する演算処理装置と、
   を有することを特徴とする脈波センサ。
2. 前記受光部は、前記複数の発光部に対して共通に設けられており、
   前記複数の発光部は、順次点灯されることを特徴とする請求項１に記載の脈波センサ。
3. 前記複数の発光部は、前記受光部を中心とする円周上に等間隔で配置されていることを特徴とする請求項２に記載の脈波センサ。
4. 前記複数の発光部は、各々の出力強度が異なることを特徴とする請求項３に記載の脈波センサ。
5. 前記複数の発光部は、各々の出力波長が異なることを特徴とする請求項３に記載の脈波センサ。
6. 前記複数の発光部は、周回毎に出力強度が変化されることを特徴とする請求項５に記載の脈波センサ。
7. 前記複数の発光部は、複数個ずつ同時点灯されることを特徴とする請求項３〜請求項６のいずれかに記載の脈波センサ。
8. 前記受光部は、前記複数の発光部に対して各々ペアを組むように複数設けられており、
   前記複数の発光部は、同時点灯されることを特徴とする請求項１に記載の脈波センサ。
9. 前記演算処理装置は、前記複数の発光部毎に検出される複数の測定値のうち、最も強度の大きいものを脈強度として採用することを特徴とする請求項１〜請求項８のいずれかに記載の脈波センサ。
10. 前記演算処理装置は、前記複数の発光部毎に検出される複数の測定値について、その合算値または平均値を脈強度として採用することを特徴とする請求項１〜請求項８のいずれかに記載の脈波センサ。
11. 前記発光部と前記受光部は、前記被測定者の身体の一部に対していずれも同じ側に設けられていることを特徴とする請求項１〜請求項１０のいずれかに記載の脈波センサ。

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