JP6623984B2 - 光学式生体センサ - Google Patents

Description

本発明は、生体に所定の波長の光を照射し、その反射光に基づいて生体情報を検知する生体センサに関する。

従来から、波長の異なる２つの光を生体に照射し、その反射光に基づいて生体情報を検知する技術が知られている。例えば、特許文献１は、外乱光の影響を低減できるとともに、構成を簡易化できる生体状態検出装置を開示する。この生体状態検出装置では、緑色ＬＥＤの光量を大きくして発光させ、Ｇ１データを取得し、緑色ＬＥＤの光量を小さくして発光させ、Ｇ２データを取得する。次に、赤外ＬＥＤの光量を大きくして発光させ、ＩＲ１データを取得し、赤外ＬＥＤの光量を小さくして発光させ、ＩＲ２データを取得する。そして、（Ｇ１−Ｇ２）の差分の演算を行って差分データΔＧ１・Ｇ２を抽出し、（ＩＲ１−ＩＲ２）の差分の演算を行って差分データΔＩＲ１・ＩＲ２を抽出し、各差分データΔＧ１・Ｇ２、ΔＩＲ１・ＩＲ２を用いて、脈波数算出処理を行う。

また、特許文献２は、測定部位の動作等によって生じるノイズの影響を減らすことのできる脈波測定装置を開示する。この脈波測定装置は、発光素子によって照射された第１の波長の光が測定部位を反射した光の受光量に基づく測定信号を出力する複数の第１の受光素子と、第２の波長の光が測定部位を反射した光の受光量に基づく測定信号を出力する複数の第２の受光素子とを備える。脈波測定装置の制御部は、複数の第１の受光素子から出力される測定信号に対して独立成分分析を行って、各測定信号を複数の成分に分離した場合の各成分の重み付け係数を算出する。当制御部は、算出した重み付け係数のばらつきを成分毎に算出し、算出されたばらつきが最も小さい成分を特定する。当制御部は、複数の第２の受光素子から出力される測定信号に対しても同様の処理を行ってばらつきが最も小さい成分を特定し、特定した成分に基づいて脈波を表す情報を生成する。

また、特許文献３は、体動が生じているときにも脈波を測定できる脈波センサを開示する。この脳波センサは、第１の波長の光を発光する第１の発光素子及び第２の発光素子と、第１の波長とは異なる第２の波長の光を発光する第３の発光素子及び第４の発光素子と、受光素子とを備え、第１の発光素子と第３の発光素子との間の距離は、第１の発光素子と第４の発光素子との間の距離よりも短くなるように配置される。

また、特許文献４は、精度良く脈波を測定することができる生体情報取得装置を開示する。この生体情報取得装置は、生体に第１の波長の光を照射して生体での反射光又は透過光を検出する第１の検出部と、生体に第２の波長の光を照射して生体での反射光又は透過光を検出する第２の検出部と、生体に第１の波長の光を照射して得た検出信号から生体に第２の波長の光を照射して得た検出信号を減じた減算値に基づいて生体の脈波を導き出す処理部とを備える。

また、特許文献５は、患者から測定される脈波（離散的時系列脈波データ）にアートファクトが含まれていない期間の発生時期が不規則であっても、回転によるノイズ除去処理が有効に作用するノイズ除去方法等を開示する。このノイズ除去方法は、異なる２つの波長の光を生体組織に照射するステップと、生体組織を透過または反射した各波長の光を電気信号に変換して受光するステップと、各波長の電気信号より得られた離散的時系列脈波データに追加アーチファクトを附加するステップと、追加アーチファクトを附加された離散的時系列脈波データを回転行列を用いてあらかじめ決められた角度又は所定条件に基づいて決められた角度に各脈波データの平均値を中心として回転させるステップとを含む。

また、特許文献６は、運動負荷時における血圧変動を一心拍毎に無拘束的に計測する無拘束運動負荷時血圧変動測定装置を開示する。この血圧変動測定装置では、波長の異なる２つの光源から所定のサイクルで照射された光は、生体の表在血管で吸収・反射され、各々の反射光が共通の受光素子により受光され、その受光量に対応する電気信号をマルチプレクサに送る。マルチプレクサは、各々の波長毎に電気信号を分離し、可変利得増幅器へ送り、電気信号ＰＲ・ＰＩＲを得る。これをバンドパスフィルタに入力し、脈動による反射光の変動成分・外乱成分を有する脈波信号ΔＰＲ、ΔＰＩＲを得る。これらを差動増幅器に入力し、外乱を除去した脈波信号ΔＰＳを得て、微分器に入力し、微分脈波信号δＰＳを得る。また、電極、心電計より微分心電波形δＣＧを得る。両者より脈波伝播速度が得られる。これが送信機より受信機に送られ、この脈波伝播速度より、一心拍毎の血圧値が推定される。

特開２００８−２６４３０２号公報 特開２０１３−１６２８２１号公報 特開２０１６−０３６７２８号公報 特開２０１６−０８３００７号公報 特開２０１２−０１９９６８号公報 特開平０５−２０７９７８号公報

本発明は、脈拍や血圧などの生体情報を正確に検知する光学式の生体センサを提供する。

上記課題を解決するために、第１波長と第２波長の光を生体に投光する投光部と、投光部が投光した光が生体で反射した反射光を含む光を受光する受光部と、受光部が受光した受光信号の微分信号を演算する微分演算部と、受光部が受光した、第１波長の光に対応する第１受光信号と、第２波長の光に対応する第２受光信号を微分演算部が演算した第２微分信号との積を演算する第１演算部と、受光部が受光した、第２波長の光に対応する第２受光信号と、第１波長の光に対応する第１受光信号を微分演算部が演算した第１微分信号との積を演算する第２演算部と、第１演算部で演算された積と第２演算部で演算された積の差を演算する第３演算部と、を備える光学式生体センサが提供される。
これによれば、脈拍や血圧などの生体情報を正確に検知する光学式の生体センサを提供することができる。

さらに、第１演算部は、第１受光信号と投光部が投光しない時に受光部が受光したオフセット光信号との差を演算した後第２微分信号との積を演算し、第２演算部は、第２受光信号とオフセット光信号との差を演算した後第１微分信号との積を演算することを特徴としてもよい。
これによれば、外乱光の影響を低減することで、より正確な生体情報を検知することができる。

さらに、第１受光信号とオフセット光信号の差を二乗し、第２受光信号とオフセット光信号の差を二乗し、両者の和を演算する第４演算部をさらに備え、第４演算部は、後述する（１）式に示される角速度ωを演算することを特徴としてもよい。
これによれば、色相の変化により生体情報を検知することで、より正確な生体情報を検知することができる。

本発明によれば、脈拍や血圧などの生体情報を正確に検知する光学式の生体センサを提供することができる。

本発明に係る第一実施例の光学式生体センサを車両の車室内に設置した場合の側方からみた場合の説明図。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサの概略ブロック図。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサのブロック図。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサにおける信号処理部と演算部のブロック図。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサにおけるフォトダイオード、ローパスフィルタおよびバンドパスフィルタ、マイクロコンピュータの関係を示す概略図。 Ｒ２−Ｒ１座標平面において色相変化角速度等を説明するための説明図。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサにおいて生体情報を取得した際の、（Ａ）ローパスフィルタが出力した第１波長に対する受光信号Ｒ１と第２波長に対する受光信号Ｒ２のグラフ、（Ｂ）バンドパスフィルタが出力した、受光信号Ｒ１の微分信号ΔＲ１と受光信号Ｒ２の微分信号ΔＲ２のグラフ、（Ｃ）色相変化角速度のグラフ。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサにおける制御を示すフローチャート。 本発明に係る第一実施例の光学式生体センサにおけるサンプリングのタイムチャート。

＜第一実施例＞
図１を参照し、本実施例における光学式生体センサ１００を概説する。光学式生体センサ１００は、血液中のヘモグロビンに対して吸光率が異なる波長の２つの光を生体に照射し、その反射光から脈拍や血圧、血流などの生体情報を検知するものである。光学式生体センサ１００は、座席ＳＴに座る運転者ＤＲの方へ後述する投受光ユニット９０を向けて、ハンドルＷＬの奥のたとえばハンドル軸部や、インパネ部分やバックミラーなどに設置され、運転者ＤＲが運転中の顔等の生体に光ＬＴを照射し、その反射光を受光する。

図２を参照し、光学式生体センサ１００を説明する。光学式生体センサ１００は、光を投光かつ受光する投受光ユニット９０とそれを制御する制御ユニット８０を備える。投受光ユニット９０は、２つの異なる波長（第１波長と第２波長）の光を顔等の生体に投光する投光部１０と、投光部１０が投光した光が生体に反射した反射光等を受光する受光部とを備える。

投光部１０は、２つの異なる波長を発光するために２つの発光器である第１波長用の第１発光器１１と第２波長用の第２発光器１２と、これらの発光器が発光する光を投受光ユニット９０から外部へ投光するための投光窓１３と、発光器の発光を駆動制御するための投光回路部品１４とを備える。発光器は、電気信号を光信号に変換する発光素子であり、所定の波長の光を発光できるものであれば特に限定されることはないが、通常コスト面で有利な発光ダイオード（ＬＥＤ、Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）や大きな出力が可能な半導体レーザが使用される。

受光部２０は、投光部１０が投光した光が生体に反射した反射光と他の背景光などの外乱光を受光する受光器２１と、外部の光を受け入れ受光器２１に導く受光窓２２と、受光器２１が復調した電気信号を受け、制御ユニット８０に渡す受光回路部品２３とを備える。受光器２１は、受信した光信号を電気信号に復調する受光素子であり、たとえば、フォトダイオードである。

第１発光器１１および第２発光器１２は、制御ユニット８０と信号線で接続された投光回路部品１４により実際に駆動されて、所定の波長で発光する。第１発光器１１と第２発光器１２が発光した光は、投光窓１３を通って生体に照射される。受光器２１は、照射された光が生体に反射して受光窓２２を通って戻ってきた反射光を受光し、受光した反射光を復調した電気信号を受光回路部品２３に渡す。受光回路部品２３は信号線により制御ユニット８０と接続されており、受光器２１が復調した電気信号は、制御ユニット８０に渡される。

第１発光器１１が発光する第１波長と第２発光器１２が発光する第２波長は、以下のように定められる。本発明に係る光学式生体センサ１００は、血液中のヘモグロビンに対して吸光率が異なる波長の２つの光を生体に照射し、その反射光から脈拍や血圧、血流などの生体情報を検知するものである。波長２００ｎｍから１０μｍでの光に対して、生体内に存在する主な光吸収物質は、水と血液中のヘモグロビンであり、それらの吸収スペクトルは波長に強く依存することが知られている。ヘモグロビンは、波長が７００ｎｍ以下の光に対して強い吸収を持ち、水は、２μｍよりも波長が長い中赤外光および遠赤外光に対して強い吸収を持つ。一方、波長がおよそ７００ｎｍから２μｍまでの近赤外光に対してはヘモグロビンと水の吸収が弱いため、近赤外光は、生体組織に深く浸透する。

心拍の脈波を光学的に検出するためには、光が動脈に届くことが必要である。そのためには、水による吸光率がより低い光である９００ｎｍ以下の光を使うことが必要である。また、静脈の中のヘモグロビンによる吸光率が大きすぎても深い位置にある動脈に届く前に減衰してしまうので、光の波長が７００ｎｍ以下であると水による吸光率はより小さいが、ヘモグロビンによる吸光率が高くなり適切ではない。したがって、波長が７００ｎｍ〜９００ｎｍ程度の光であれば、水およびヘモグロビン両方による吸光率が小さい。よって、動脈内に存するヘモグロビンの変動を検出するためには、７００ｎｍ〜９００ｎｍの波長の近赤外光を使用することが好ましく、また８００ｎｍ〜８７０ｎｍの波長の近赤外光を使用するとさらに好ましい。そして、第１波長と第２波長とは、体組織の内ヘモグロビンのみで顕著に吸光率が異なる波長が好ましく、なるべく差がある方が検知し易いから、たとえば、波長の範囲が７００ｎｍ〜９００ｎｍである場合、第１波長は７００ｎｍであり、第２波長は９００ｎｍであると定めることができる。

図３乃至図４を参照し、光学式生体センサ１００の制御ユニット８０について説明する。制御ユニット８０は、第１発光器１１および第２発光器１２の発光タイミングや受光した光信号の処理のタイミングを制御する制御部３０と、受光器２１が受光し復調した電気信号をＡＤ変換などの処理する信号処理部４０と、信号処理部４０が処理した電気信号を積算し、色相変化速度等を求める演算を行う演算部５０と、演算部５０が行った演算結果に基づいて生体信号を抽出する生体信号抽出部６０と、生体信号抽出部６０が抽出した生体情報を外部へ出力する外部出力部７０とを備える。

制御部３０は、第１発光器１１および第２発光器１２のそれぞれをオンオフさせて、間欠発光させるためにそのタイミングを制御する。また、制御部３０は、信号処理部４０に対して、受光部２０が出力した電気信号を信号処理部４０が処理するタイミング（サンプリング）を制御する。詳細は後述する。信号処理部４０は、受光器２１が受光し復調したアナログの電気信号を入力され、信号を平滑化するローパスフィルタ４２と、当該電気信号を入力され、平滑化すると共に微分処理を行うバンドパスフィルタ４１（微分演算部）と、ローパスフィルタ４２とバンドパスフィルタ４１のアナログ電気信号をデジタル化するＡＤ変換回路４３とを備える。

ローパスフィルタ４２は、図５に示すように、受光器２１のフォトダイオードがＰＤポートから出力する受光信号から高周波成分のノイズを除去しベースバンド成分のみを通過させ、各波長に対応する受光信号を平滑化した信号（これらを受光信号Ｒ１と受光信号Ｒ２という。）を出力する。なお、光学式生体センサ１００は、脈拍や血圧などの生体情報を取得することを目的としているので、ローパスフィルタ４２は、約１Ｈｚの心拍を通過するフィルタであり、たとえば１０Ｈｚ以上は除去するフィルタである。なお、図中において、ローパスフィルタ４２は、第１発光器１１（図中ＬＥＤ１）が発光時の受光信号に対応するローパスフィルタをＬＰＦ１と、第２発光器１２（図中ＬＥＤ２）が発光時の受光信号に対応するローパスフィルタをＬＰＦ２と表す。

バンドパスフィルタ４１は、図５に示すように、ローパスフィルタ４２と同様に受光信号を平滑化すると共に、ＰＤポートが出力した受光信号からＤＣ成分を除去し、各波長に対応する信号の微分値（ΔＲ１とΔＲ２）を取得するための微分算出部の実施形態である。バンドパスフィルタ４１である微分演算部は、受光部２０が受光した光信号を電気信号に変換した受光信号を微分した微分信号（ΔＲ１とΔＲ２）を演算する。なお、バンドパスフィルタ４１により得られる微分値（ΔＲ１とΔＲ２）は、線形近似値であり、微分算出部は、バンドパスフィルタ４１に限定されることはなく、各波長に対応した受光信号を微分し、その微分値を算出するものであればよい。なお、図中において、バンドパスフィルタ４１は、第１発光器１１が発光時の受光信号に対応するバンドフィルタをＢＰＦ１と、第２発光器１２が発光時の受光信号に対応するバンドフィルタをＢＰＦ２と表す。

なお、物理構成的には、図５における受光器２１のＰＤポートとローパスフィルタ４２／バンドパスフィルタ４１の間にあるホールド回路（Ｈｏｌｄ１〜Ｈｏｌｄ４）は、第１発光器１１（図中ＬＥＤ１）と第２発光器１２（図中ＬＥＤ２）の発光タイミングと受光信号を受け入れるタイミングを同期するためのスイッチング素子と共に、発光器を高周波で間欠発光させる際におけるフィルタの時定数を考慮してキャパシタを有する。また、本図に示されるマイクロコンピュータＭＣは、ローパスフィルタ４２が出力する受光信号Ｒ１／Ｒ２およびバンドパスフィルタ４１が出力する微分信号ΔＲ１／ΔＲ２が入力され、ＡＤ変換を行うＡＤポート（ＡＤ変換回路４３）を備え、制御部３０や演算部５０などの実装形態の例である。

また、マイクロコンピュータＭＣは、ＤＩＯポートＴｒ１／Ｔｒ２を備え、第１発光器１１と第２発光器１２の発光タイミングを出力する。そして、第１発光器１１に関連するホールド回路Ｈｏｌｄ１とＨｏｌｄ２はＤＩＯポートＴｒ１からの入力を受け、第２発光器１２に関連するホールド回路Ｈｏｌｄ３とＨｏｌｄ４はＤＩＯポートＴｒ２からの入力を受ける。このような構成をとることにより、第１発光器１１の発光と第２発光器１２の発光を交互に間欠的に発光すなわちパルス発光し続けるように、第１発光器１１と第２発光器１２の発光タイミングを制御し、また、それぞれの発光器に関連した受光信号をサンプリング抽出することができる。なお、マイクロコンピュータＭＣは、前述した制御部３０や、演算部５０、生体信号抽出部６０、外部出力部７０などを含んでいてもよい。また、各ＡＤポートは、ＡＤコンバータに接続され、アナログ信号をデジタル信号に変換するポートである。

演算部５０は、ＡＤ変換回路４３によりアナログ値からデジタル値に変換された受光信号Ｒ１／Ｒ２とその微分値である微分信号ΔＲ１／ΔＲ２を入力され、それぞれ積算する積算部５５を備える。積算部５５は、第１発光器１１が発光し、そのタイミングで受光した受光信号Ｒ１とその微分信号ΔＲ１をＡＤ変換する毎にそれぞれ積算し、第２発光器１２が発光し、そのタイミングで受光した受光信号Ｒ２とその微分信号ΔＲ２をＡＤ変換する毎にそれぞれ積算する。演算部５０は、積算部５５の積算により取得する各受光信号とその微分信号が平均化されるので、積算部５５を備えることが好ましい。

また、演算部５０は、第１演算部５１と、第２演算部５２と、第３演算部５３とを備える。第１演算部５１は、第１波長の照射光に対応する受光信号がローパスフィルタ４２を通り平滑化され、積算部５５により平均化された第１受光信号Ｒ１と、第２波長の照射光に対応する受光信号である第２受光信号Ｒ２を微分演算部４１が演算した第２微分信号ΔＲ２との積を演算する。第２演算部５２は、第２波長の照射光に対応する受光信号がローパスフィルタ４２を通り平滑化され、積算部５５により平均化された第２受光信号Ｒ２と、第１波長の照射光に対応する受光信号である第１受光信号Ｒ１を微分演算部４１が演算した第１微分信号ΔＲ１との積を演算する。第３演算部５３は、第１演算部５１で演算された積と第２演算部５２で演算された積の差を演算する。これにより、脈拍や血圧などの生体情報を正確に検知する光学式の生体センサ１００を提供することができる。

また、第１演算部５１は、第１受光信号Ｒ１と第１発光器１１が発光しない時に受光部２０が受光したオフセット光信号Ｒ１ｏｆｆｓｅｔとの差を演算した後第２微分信号Ｒ１との積を演算し、第２受光信号Ｒ２と第２発光器１２が発光しない時に受光部２０が受光したオフセット光信号Ｒ２ｏｆｆｓｅｔとの差を演算した後第１微分信号ΔＲ１との積を演算することが好ましい。投光部１０が投光していない時の反射光以外の背景光などの外乱光との差分を得ることで、外乱光の影響を低減することができ、より正確な生体情報を得ることができる。

また、演算部５０は、さらに第４演算部５４を備えることが好ましい。第４演算部５４は、第１受光信号Ｒ１とそのオフセット光信号Ｒ１ｏｆｆｓｅｔの差を二乗し、第２受光信号Ｒ２とそのオフセット光信号Ｒ２ｏｆｆｓｅｔの差を二乗し、両者の和を演算し、（１）式に示される角速度ωを算出する。
・・・（１）

図６を参照し、色相変化角速度ωについて説明する。
本図に示すようなＲ２−Ｒ１座標平面における色相変化角速度ωは、
ω＝Δθ／Δｔ
なお、θ＝ａｒｃｔａｎ（Ｒ２−Ｒ２_{ｏｆｆｓｅｔ}）／（Ｒ１−Ｒ１_{ｏｆｆｓｅｔ}）
Ｒ２_{ｏｆｆｓｅｔ}：電波式生体センサの非発光時の受光信号値
Ｒ１_{ｏｆｆｓｅｔ}：電波式生体センサの非発光時の受光信号値
と表すことができる。なお、本発明の場合、Ｒ２_{ｏｆｆｓｅｔ}とＲ１_{ｏｆｆｓｅｔ}の値は一致する。

なお、本図における原点（Ｒ２ｏｆｆｓｅｔ、Ｒ１ｏｆｆｓｅｔ）との距離は、受光信号Ｒ１とＲ２の受光強度の大きさを示し、測定対象の生体の状態（生体センサ１００との距離、反射面の傾き、反射率など）によって変動する。吸光率が一定ならば、距離変動などによる受光強度の変化で、原点からの距離が変化する。

たとえば、第２波長の方が第１波長よりヘモグロビンに対して吸光率が高い波長である場合であって、測定対象の生体により多くのヘモグロビンが充填されている場合、第２受光信号Ｒ２は、第１受光信号Ｒ１より小さくなる。生体内の脈拍に応じて動脈に流れるヘモグロビンの量が変動するので、第１受光信号Ｒ１と第２受光信号Ｒ２の２軸のＲ２−Ｒ１座標平面にプロットされる点は、脈動に応じて変動する。この時の変動量を位相Δθで表すことができ、その角速度ωは、Δθ／Δｔとなる。この角速度ωは、２波長の変化速度を示すものであるから色合い（色相）の変化速度であると、すなわち色相変化角速度ωと言える。この色相変化角速度ωを評価することで、ヘモグロビン密度の変化による吸光率の変化を評価でき、距離変動などによる受光強度の影響を低減することが可能となる。また、非発光時のオフセット光信号を観測して差し引くことで、太陽光等の外乱光があっても評価が可能となる。このように、色相の変化により生体情報を検知することで、より正確な生体情報を出力することができる。

図７を参照して、色相変化角速度ωについて説明する。本図（Ａ）は、ローパスフィルタ４２が出力した、第１波長に対する受光信号Ｒ１と第２波長に対する受光信号Ｒ２を示すグラフである。受光信号Ｒ１と受光信号Ｒ２は、直流成分が除かれていないので不定期に大きく上下し（Ｒ２−Ｒ１座標平面においては原点からの距離が大きく変動し）、また細かな周期も見て取れるが明確ではない。本図（Ｂ）は、バンドパスフィルタ４１が出力した、受光信号Ｒ１の微分信号ΔＲ１と受光信号Ｒ２の微分信号ΔＲ２を示すグラフである。微分信号ΔＲ１と微分信号ΔＲ２は、直流成分が除かれているので不定期で大きな上下動無くなり、ピークも受光信号Ｒ１／Ｒ２よりは際立ってきているが、周期の規則性を認めることは難しい。本図（Ｃ）は、（１）式により演算した色相変化角速度ωを示すグラフである。これを見れば明らかなように、明確に周期性を検知している。本図（Ｃ）に示すピーク間の間隔Ｐは、ほぼ１秒間隔であり、心拍の脈波（脈拍）示している。このように、色相変化角速度ωが表す色相の変化により生体情報を検知することで、より正確な生体情報を出力することができる。

生体信号抽出部６０は、演算部５０が行った色相変化角速度ω等の演算結果に基づいて、抽出する生体情報の特徴量に基づき生体情報を抽出する。たとえば、ピーク間の間隔Ｐにより脈拍の間隔すなわちたとえば１分当たりの脈拍数を抽出することができるし、ピーク高さにより血圧を抽出することができる。なお、生体センサ１００は、生体信号抽出部６０が抽出した生体情報を使用する外部機構に出力するための外部出力部７０を備える。

図８乃至図９を参照して、光学式生体センサ１００の発光器を発光させて受光信号をサンプリングし、脈拍を抽出する方法を説明する。なお、フローチャートにおけるＳはステップを意味する。光学式生体センサ１００の演算部５０は、Ｓ１００において、受光信号Ｒ１／Ｒ２、その微分信号ΔＲ１／ΔＲ２およびオフセット光信号の積算値をゼロにリセットとする。制御部３０は、Ｓ１０２において、第１発光器１１（図中ＬＥＤ１）を発光させる共に第２発光器１２（図中ＬＥＤ２）は発光させない。

演算部５０は、Ｓ１０４において、第１発光器１１に関連するホールド回路Ｈｏｌｄ１とＨｏｌｄ２を接続し、第２発光器１２に関連するホールド回路Ｈｏｌｄ３とＨｏｌｄ４を切断することにより、受光信号Ｒ１およびその微分信号ΔＲ１をサンプリングする。すなわち、演算部５０は、第１発光器１１が発光している時の受光器２１（図中ＰＤ）の受光信号として、ローパスフィルタ４２（図５と同じＬＰＦ１）を通過した後にＡＤ変換回路４３によりデジタル化した受光信号Ｒ１の１回分をＡＤ１［１］として前回の積算値（初回はゼロ）に積算する。また、演算部５０は、Ｓ１０６において、第１発光器１１が発光している時の受光器２１の受光信号の微分信号として、バンドパスフィルタ４１（図５と同じＢＰＦ１）を通過した後にＡＤ変換回路４３によりデジタル化した微分信号ΔＲ１の１回分をＡＤ２［１］として前回の積算値に積算する。

次に、制御部３０は、Ｓ１０８において、第１発光器１１を発光させるのを止める共に第２発光器１２も発光させない。この時、ホールド回路Ｈｏｌｄ１〜Ｈｏｌｄ４をすべて切断し、サンプリングは行わない。そして、Ｓ１１０において、第２発光器１２を発光させる共に第１発光器１１は発光させない。

演算部５０は、Ｓ１１２において、第１発光器１１に関連するホールド回路Ｈｏｌｄ１とＨｏｌｄ２を切断し、第２発光器１２に関連するホールド回路Ｈｏｌｄ３とＨｏｌｄ４を接続することにより、受光信号Ｒ２およびその微分信号ΔＲ２をサンプリングする。すなわち、演算部５０は、第２発光器１２が発光している時の受光器２１の受光信号として、ローパスフィルタ４２（図５と同じＬＰＦ２）を通過した後にＡＤ変換回路４３によりデジタル化した受光信号Ｒ２の１回分をＡＤ３［１］として前回の積算値に積算する。また、演算部５０は、Ｓ１１４において、第２発光器１２が発光している時の受光器２１の受光信号の微分信号として、バンドパスフィルタ４１（図５と同じＢＰＦ２）を通過した後にＡＤ変換回路４３によりデジタル化した微分信号ΔＲ２の１回分をＡＤ４［１］として前回の積算値に積算する。

そして、制御部３０は、Ｓ１１６において、第２発光器１２を発光させるのを止めると共に第１発光器１１も発光させず、すなわち両方の発光器の発光を停止する。この時、ホールド回路Ｈｏｌｄ１〜Ｈｏｌｄ４をすべて切断し、サンプリングは行わない。制御部３０は、Ｓ１１８において、Ｓ１０２〜Ｓ１１６のステップを所定回数のＮ回を積算したか否かを検査し、Ｎ回積算していなければ上記ステップを繰り返す。所定回数のＮ回を繰り返して積算するのは、図９の下段に示すように、１回のサンプリング値（たとえば、ＡＤ１［１］）は１回毎の変動が大きいが、それを何回か積算することで徐々に平均化し、それぞれの信号の特徴が表れるからである。

受光信号Ｒ１／Ｒ２およびその微分信号ΔＲ１／ΔＲ２をＮ回積算したら、すなわち、ＡＤ１［１］〜ＡＤ１［Ｎ］、ＡＤ２［１］〜ＡＤ２［Ｎ］、ＡＤ３［１］〜ＡＤ３［Ｎ］、およびＡＤ４［１］〜ＡＤ４［Ｎ］を取得したら、制御部３０は、Ｓ１２０において、両方の発光器の発光を停止する。この時、ホールド回路Ｈｏｌｄ１〜Ｈｏｌｄ４をすべて切断する。そして、演算部５０は、Ｓ１２２において、第１発光器１１および第２発光器１２の両方が発光していない時の受光器２１の受光信号として、ローパスフィルタ４２（図５と同じＬＰＦ１）を通過した後にＡＤ変換回路４３によりデジタル化したオフセット光信号Ｒ１ｏｆｆｓｅｔを同様に前回の積算値に積算する。また、演算部５０は、Ｓ１２４において、両方の発光器が発光していない時の受光器２１の受光信号として、ローパスフィルタ４２（図５と同じＬＰＦ２）を通過した後にＡＤ変換回路４３によりデジタル化したオフセット光信号Ｒ２ｏｆｆｓｅｔを同様に前回の積算値に積算する。

そして、制御部３０は、Ｓ１２６において、Ｓ１２２〜Ｓ１２４のステップを所定回数のＮ回を積算したか否かを検査し、Ｎ回積算していなければ上記ステップを繰り返す。オフセット光信号Ｒ１ｏｆｆｓｅｔおよびオフセット光信号Ｒ２ｏｆｆｓｅｔをＮ回積算したら、演算部５０は、Ｓ１２８において、積算した受光信号Ｒ１／Ｒ２、積算したその微分信号ΔＲ１／ΔＲ２および積算したオフセット光信号Ｒ１ｏｆｆｓｅｔ／Ｒ２ｏｆｆｓｅｔを用いて、（１）式により演算し、色相変化角速度ωを算出する。そして、生体信号抽出部６０は、算出した色相変化角速度ωに基づいて脈拍の特徴量により信号処理を行い、脈拍信号を抽出し、外部出力部７０が脈拍信号を出力する。

上述したように、光学式生体センサ１００は、受光部２０が受光した、第１波長の光に対応する受光信号である第１受光信号Ｒ１と、第２波長の光に対応する第２受光信号Ｒ２を微分演算部４１が演算した第２微分信号ΔＲ２との積を演算する第１演算部５１と、受光部２０が受光した、第２波長の光に対応する第２受光信号Ｒ２と、第１波長の光に対応する第１受光信号Ｒ１を微分演算部４１が演算した第１微分信号ΔＲ１との積を演算する第２演算部と、第１演算部５１で演算された積と第２演算部５２で演算された積の差を演算する第３演算部５３と、第１受光信号Ｒ１とオフセット光信号Ｒ１ｏｆｆｓｅｔの差を二乗し、第２受光信号Ｒ２とオフセット光信号Ｒ２ｏｆｆｓｅｔの差を二乗し、両者の和を演算する第４演算部とを備え、（１）式に示される色相変化角速度ωを演算する。これにより、光学式生体センサ１００は、脈拍や血圧などの生体情報を正確に検知することができる。

なお、本発明は、例示した実施例に限定するものではなく、特許請求の範囲の各項に記載された内容から逸脱しない範囲の構成による実施が可能である。すなわち、本発明は、主に特定の実施形態に関して特に図示され、かつ説明されているが、本発明の技術的思想および目的の範囲から逸脱することなく、以上述べた実施形態に対し、数量、その他の詳細な構成において、当業者が様々な変形を加えることができるものである。

１００ 光学式生体センサ
９０ 投受光ユニット
８０ 制御ユニット
１０ 投光部
１１ 第１発光器
１２ 第２発光器
１３ 投光窓
１４ 投光回路部品
２０ 受光部
２１ 受光器
２２ 受光窓
２３ 受光回路部品
３０ 制御部
４０ 信号処理部
４１ バンドパスフィルタ（微分演算部）
４２ ローパスフィルタ（平滑化フィルタ）
４３ ＡＤ変換回路
５０ 演算部
５１ 第１演算部
５２ 第２演算部
５３ 第３演算部
５４ 第４演算部
５５ 積算部
６０ 生体信号抽出部
７０ 外部出力部
ＷＬ ハンドル
ＳＴ 座席
ＬＴ 光
ＭＣ マイクロコンピュータ

Claims (3)

1. 第１波長と第２波長の光を生体に投光する投光部と、
   前記投光部が投光した光が前記生体で反射した反射光を含む光を受光する受光部と、
   前記受光部が受光した受光信号の微分信号を演算する微分演算部と、
   前記受光部が受光した、前記第１波長の光に対応する第１受光信号と、前記第２波長の光に対応する第２受光信号を前記微分演算部が演算した第２微分信号との積を演算する第１演算部と、
   前記受光部が受光した、前記第２波長の光に対応する第２受光信号と、前記第１波長の光に対応する第１受光信号を前記微分演算部が演算した第１微分信号との積を演算する第２演算部と、
   前記第１演算部で演算された積と前記第２演算部で演算された積の差を演算する第３演算部と、
   を備える光学式生体センサ。
2. 前記第１演算部は、前記第１受光信号と前記投光部が投光しない時に前記受光部が受光したオフセット光信号との差を演算した後前記第２微分信号との積を演算し、前記第２演算部は、前記第２受光信号と前記オフセット光信号との差を演算した後前記第１微分信号との積を演算することを特徴とする請求項１に記載の光学式生体センサ。
3. 前記第１受光信号と前記オフセット光信号の差を二乗し、前記第２受光信号と前記オフセット光信号の差を二乗し、両者の和を演算する第４演算部をさらに備え、
   前記第４演算部は、（１）式に示される角速度ωを演算することを特徴とする請求項２に記載の光学式生体センサ。
   ・・・（１）
   
   但し、Ｒ１は第１受光信号、ΔＲ１は第１微分信号、Ｒ１offsetは第１波長に関するオフセット光信号、Ｒ２は第２受光信号、ΔＲ２は第２微分信号、Ｒ２offsetは第２波長に関するオフセット光信号である。