JPWO2015129557A1 - Heart rate detector - Google Patents

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Abstract

心拍数検出装置は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、脈波信号に基づき生体の心拍数を導出する演算部と、を備える。演算部は、前回導出した心拍数を内包し且つ所定の大きさを持つ数値範囲内で今回の心拍数を導出する際、体動信号取得部で取得される体動信号に応じて前記数値範囲を可変設定する。或いは、演算部は、脈波信号の内、体動ノイズが重畳する周波数帯域の信号成分を減衰させることで補正脈波信号を生成し、補正脈波信号に基づいて心拍数を導出する。或いは、演算部は、脈波信号の周波数解析により得られる脈波パワースペクトルについて、各周波数に対するパワースペクトル密度で重み付けされた周波数平均値を算出することにより、心拍数を導出する。The heart rate detection device includes a pulse wave signal acquisition unit that acquires a pulse wave signal corresponding to the pulse wave of the living body, and a calculation unit that derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal. The arithmetic unit includes the numerical range according to the body motion signal acquired by the body motion signal acquisition unit when deriving the current heart rate within a numerical range including the heart rate derived last time and having a predetermined size. Is variably set. Alternatively, the calculation unit generates a corrected pulse wave signal by attenuating a signal component in a frequency band in which body motion noise is superimposed in the pulse wave signal, and derives a heart rate based on the corrected pulse wave signal. Alternatively, the calculation unit derives a heart rate by calculating a frequency average value weighted with a power spectrum density for each frequency with respect to a pulse wave power spectrum obtained by frequency analysis of the pulse wave signal.

Description

本発明は、心拍数検出装置に関する。   The present invention relates to a heart rate detection device.

生体に光を照射して生体を透過した光の受光信号に基づき、生体の脈波信号を取得する脈波センサが知られており(例えば特許文献1参照)、脈波信号から生体の心拍数(ハートレート値)等を求めることができる。   2. Description of the Related Art A pulse wave sensor that acquires a pulse wave signal of a living body based on a light reception signal of light that has been irradiated to the living body and transmitted through the living body is known (see, for example, Patent Document 1). (Heart rate value) and the like can be obtained.

脈波信号から生体の心拍数を算出する方法としてピーク解析方法及びFFT解析方法が存在する。ピーク解析方法では、脈波信号の時系列波形において、ピーク(極大値)の位置を特定し、隣接するピークの時間間隔から心拍数を算出する。FFT解析方法では、FFT(高速フーリエ変換)によって脈波信号の時系列データから脈波信号のパワースペクトルを算出し、パワースペクトル密度が最大となる周波数を同定することにより心拍数を算出する。   There are a peak analysis method and an FFT analysis method as methods for calculating a heart rate of a living body from a pulse wave signal. In the peak analysis method, the position of the peak (maximum value) is specified in the time series waveform of the pulse wave signal, and the heart rate is calculated from the time interval between adjacent peaks. In the FFT analysis method, the power spectrum of the pulse wave signal is calculated from the time series data of the pulse wave signal by FFT (Fast Fourier Transform), and the heart rate is calculated by identifying the frequency that maximizes the power spectrum density.

また、心拍数を順次算出するシステムにおいて、今回の心拍数を算出する際、前回算出した心拍数を中心とする数値範囲を設定し、当該数値範囲内に限定して今回の心拍数を同定する帯域制限技術も提案されている(非特許文献1参照)。   In addition, when calculating the current heart rate in a system that sequentially calculates the heart rate, a numerical range centered on the previously calculated heart rate is set, and the current heart rate is identified within the numerical range. Band limiting technology has also been proposed (see Non-Patent Document 1).

特開平05-161615号公報Japanese Patent Laid-Open No. 05-161615

巻口、他3名,「スマートフォンの音声入出力端子をインターフェースとする脈波測定装置の実装と評価」,情報処理学会インタラクション2012,情報処理学会,平成24年3月,p.593−598Makiguchi and three others, “Implementation and Evaluation of Pulse Wave Measurement Device Using Smartphone Voice Input / Output Terminals”, Information Processing Society of Japan Interaction 2012, Information Processing Society of Japan, March 2012, p. 593-598

生体の心拍数の短時間における変化量は限られており、今回の検出心拍数が前回の検出心拍数と大きくかけ離れているとは考えにくい。上述の帯域制限技術は、この知見を利用したものであり、当該技術により体動等によるノイズの影響を低減することができる(心拍数検出値がノイズに基づく異常値になることが抑制される)。但し、帯域制限の条件が不適切であると正確な心拍数検出が難しくなるため、どのような条件で帯域制限をかけるかが重要となる。心拍数検出技術において、正確な心拍数検出が有益であることは言うまでもない。   The amount of change in the heart rate of a living body in a short time is limited, and it is unlikely that the current detected heart rate is significantly different from the previous detected heart rate. The above-described band limiting technology uses this knowledge, and the technology can reduce the influence of noise due to body movement or the like (the heart rate detection value is suppressed from becoming an abnormal value based on noise). ). However, since it is difficult to accurately detect the heart rate if the band limitation condition is inappropriate, it is important under what conditions the band limitation is applied. It goes without saying that accurate heart rate detection is beneficial in heart rate detection technology.

正確な心拍数検出の妨げとなるノイズの要因の一つは、生体の動き(すなわち体動)である。体動等によるノイズを低減することができれば、正確な心拍数検出が可能となる。   One of the causes of noise that hinders accurate heart rate detection is the movement of the living body (ie, body movement). If noise due to body movement or the like can be reduced, accurate heart rate detection is possible.

そこで、本発明は、正確な心拍数検出を可能とする心拍数検出装置を提供することを目的とする。   SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a heart rate detection device that enables accurate heart rate detection.

本明細書中に開示されている心拍数検出装置は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、前記生体の動きに応じた体動信号を取得する体動信号取得部と、順次取得される前記脈波信号及び前記体動信号に基づき前記生体の心拍数を順次導出する演算部と、を備え、前記演算部は、前回導出した心拍数を内包し且つ所定の大きさを持つ数値範囲内で今回の心拍数を導出する際、前記体動信号に応じて前記数値範囲を可変設定する構成とされている。   A heart rate detection device disclosed in the present specification includes a pulse wave signal acquisition unit that acquires a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body, and a body motion that acquires a body motion signal corresponding to the movement of the living body. A signal acquisition unit, and a calculation unit that sequentially derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal and the body motion signal that are sequentially acquired, and the calculation unit includes the heart rate derived last time and When the current heart rate is derived within a numerical range having a predetermined magnitude, the numerical range is variably set according to the body motion signal.

また、本明細書中に開示されている心拍数検出装置は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、前記脈波信号に基づき前記生体の心拍数を導出する演算部とを備え、前記演算部は、前記脈波信号の内、体動ノイズが重畳する周波数帯域の信号成分を減衰させることで補正脈波信号を生成し、前記補正脈波信号に基づいて前記心拍数を導出する構成とされている。   In addition, the heart rate detection device disclosed in this specification includes a pulse wave signal acquisition unit that acquires a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body, and derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal. A calculating unit that generates a corrected pulse wave signal by attenuating a signal component in a frequency band in which body motion noise is superimposed in the pulse wave signal, and based on the corrected pulse wave signal Thus, the heart rate is derived.

また、本明細書中に開示されている心拍数検出装置は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、前記脈波信号に基づき前記生体の心拍数を導出する演算部とを備え、前記演算部は、前記脈波信号の周波数解析により得られる脈波パワースペクトルについて、各周波数に対するパワースペクトル密度で重み付けされた周波数平均値を算出することにより、前記心拍数を導出する構成とされている。   In addition, the heart rate detection device disclosed in this specification includes a pulse wave signal acquisition unit that acquires a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body, and derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal. And calculating the frequency average value weighted with the power spectrum density for each frequency for the pulse wave power spectrum obtained by the frequency analysis of the pulse wave signal. It is set as the structure which derives.

また、本明細書中に開示されている心拍数検出方法は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得ステップと、前記生体の動きに応じた体動信号を取得する体動信号取得ステップと、順次取得される前記脈波信号及び前記体動信号に基づき前記生体の心拍数を順次導出する演算ステップと、を備え、前記演算ステップでは、前回導出した心拍数を内包し且つ所定の大きさを持つ数値範囲内で今回の心拍数を導出する際、前記体動信号に応じて前記数値範囲を可変設定する構成とされている。   The heart rate detection method disclosed in the present specification acquires a pulse wave signal acquisition step for acquiring a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body, and acquires a body motion signal corresponding to the movement of the living body. A body motion signal acquisition step, and a calculation step for sequentially deriving the heart rate of the living body based on the pulse wave signal and the body motion signal sequentially acquired, and in the calculation step, the heart rate derived previously is included. In addition, when the current heart rate is derived within a numerical range having a predetermined size, the numerical range is variably set according to the body motion signal.

また、本明細書中に開示されている心拍数検出方法は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得ステップと、前記脈波信号に基づき前記生体の心拍数を導出する演算ステップと、を備え、前記演算ステップでは、前記脈波信号の内、体動ノイズが重畳する周波数帯域の信号成分を減衰させることで補正脈波信号を生成し、前記補正脈波信号に基づいて前記心拍数を導出する構成とされている。   Further, the heart rate detection method disclosed in the present specification includes a pulse wave signal acquisition step for acquiring a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body, and derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal. A calculation step of generating a corrected pulse wave signal by attenuating a signal component in a frequency band in which body motion noise is superimposed in the pulse wave signal. Based on this, the heart rate is derived.

また、本明細書中に開示されている心拍数検出方法は、生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得ステップと、前記脈波信号に基づき前記生体の心拍数を導出する演算ステップと、を備え、前記演算ステップでは、前記脈波信号の周波数解析により得られる脈波パワースペクトルについて、各周波数に対するパワースペクトル密度で重み付けされた周波数平均値を算出することにより、前記心拍数を導出する構成とされている。   Further, the heart rate detection method disclosed in the present specification includes a pulse wave signal acquisition step for acquiring a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body, and derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal. Calculating a frequency average value weighted with a power spectrum density for each frequency for the pulse wave power spectrum obtained by frequency analysis of the pulse wave signal. The number is derived.

なお、本発明に関連する上記以外の特徴、要素、ステップ、利点、及び、特性については、以下に続く詳細な説明やこれに関する添付の図面によって、さらに明らかとなる。   The features, elements, steps, advantages, and characteristics other than those described above related to the present invention will become more apparent from the following detailed description and the accompanying drawings.

本発明によれば、正確な心拍数検出を可能とする心拍数検出装置及び心拍数検出方法を提供することが可能である。   According to the present invention, it is possible to provide a heart rate detection device and a heart rate detection method that enable accurate heart rate detection.

手首での脈波測定の原理を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the principle of the pulse wave measurement with a wrist. 生体内における光の減衰量が時間的に変化する様子を示す波形図である。It is a wave form diagram which shows a mode that the attenuation amount of the light in a biological body changes temporally. 本発明の第1実施形態に係る脈波センサのブロック図である。It is a block diagram of the pulse wave sensor concerning a 1st embodiment of the present invention. 本発明の第1実施形態に係る光センサ部の回路例と、光センサ部、フィルタ部及び制御部の関係とを示す図である。It is a figure which shows the circuit example of the optical sensor part which concerns on 1st Embodiment of this invention, and the relationship between an optical sensor part, a filter part, and a control part. 本発明の第1実施形態に係る脈波FFT解析の解析条件を示す図である。It is a figure which shows the analysis conditions of the pulse wave FFT analysis which concerns on 1st Embodiment of this invention. 本発明の第1実施形態に係る心拍数の導出フローチャートである。It is a derivation | leading-out flowchart of the heart rate which concerns on 1st Embodiment of this invention. 脈波データが補完される様子を示した図である。It is the figure which showed a mode that pulse wave data were complemented. 図6における脈波FFT解析(A1)の詳細フローチャートである。It is a detailed flowchart of the pulse wave FFT analysis (A1) in FIG. 図6における脈波FFT解析(A2)の詳細フローチャートである。It is a detailed flowchart of the pulse wave FFT analysis (A2) in FIG. 本発明の第1実施形態に係る検索対象帯域(帯域制限技術)を示す図である。It is a figure which shows the search object band (band-limiting technique) which concerns on 1st Embodiment of this invention. 図6における脈波FFT解析(A3)の詳細フローチャートである。It is a detailed flowchart of the pulse wave FFT analysis (A3) in FIG. 本発明の第1実施形態に係り、減衰補正前後の脈波信号のパワースペクトルを示す図である。It is a figure which concerns on 1st Embodiment of this invention and shows the power spectrum of the pulse-wave signal before and behind attenuation correction. 本発明の第1実施形態の実験による心拍数測定結果を示す図である。It is a figure which shows the heart rate measurement result by experiment of 1st Embodiment of this invention. 本発明の第1実施形態の実験による心拍数測定結果を示す図である。It is a figure which shows the heart rate measurement result by experiment of 1st Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態に係り、生体と、本体ユニット及びベルトと、X、Y及びZ軸との関係を示す図である。It is a figure which concerns on 2nd Embodiment of this invention and shows the relationship between a biological body, a main body unit, a belt, and an X, Y, and Z axis | shaft. 本発明の第2実施形態に係る制御部の内部ブロック図である。It is an internal block diagram of the control part which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態に係る心拍数の導出フローチャートである。It is a derivation | leading-out flowchart of the heart rate which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態に係り、加速度信号に基づく解析動作のフローチャートである。6 is a flowchart of an analysis operation based on an acceleration signal according to the second embodiment of the present invention. 図17における脈波FFT解析(B3)の詳細フローチャートである。It is a detailed flowchart of the pulse wave FFT analysis (B3) in FIG. 本発明の第2実施形態に係るパワースペクトルの補正例を示す図である。It is a figure which shows the example of a correction | amendment of the power spectrum which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態に係る検索対象帯域の設定内容を示す図である。It is a figure which shows the setting content of the search object band which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態の変形技術に係り、帯域制限の一時停止方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the temporary stop method of a band limitation according to the deformation | transformation technique of 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態の実験による心拍数測定結果を示す図である。It is a figure which shows the heart rate measurement result by experiment of 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第2実施形態の実験による心拍数測定結果を示す図である。It is a figure which shows the heart rate measurement result by experiment of 2nd Embodiment of this invention. 本発明の第3実施形態に係る光センサ部の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the optical sensor part which concerns on 3rd Embodiment of this invention. 本発明の第4実施形態に係る解析動作のフローチャートである。It is a flowchart of analysis operation concerning a 4th embodiment of the present invention. ピーク位置検出に基づく体動ノイズキャンセル動作の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the body movement noise cancellation operation | movement based on a peak position detection. ベクトル値Vと振幅変化総和Dの定義式を示す図である。It is a figure which shows the definition formula of the vector value V and the amplitude change total D. 体動モードの一例を示すテーブルである。It is a table which shows an example of body movement mode. PSD最大周波数に基づくHR導出時の問題点を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the problem at the time of HR derivation based on PSD maximum frequency. 周波数平均値Aaveの算出式を示す図である。It is a figure which shows the calculation formula of frequency average value Aave. 本発明の第4実施形態の実験による心拍数測定結果を示す図である。It is a figure which shows the heart rate measurement result by experiment of 4th Embodiment of this invention.

以下、本発明の実施形態の例を、図面を参照して具体的に説明する。参照される各図において、同一の部分には同一の符号を付し、同一の部分に関する重複する説明を原則として省略する。尚、本明細書では、記述の簡略化上、情報、信号、物理量、状態量又は部材等を参照する記号又は符号を記すことによって、該記号又は符号に対応する情報、信号、物理量、状態量又は部材等の名称を省略又は略記することがある。また、後述の任意のフローチャートにおいて、任意の複数のステップにおける複数の処理は、処理内容に矛盾が生じない範囲で、任意に実行順序を変更できる又は並列に実行できる。   Hereinafter, an example of an embodiment of the present invention will be specifically described with reference to the drawings. In each of the drawings to be referred to, the same part is denoted by the same reference numeral, and redundant description regarding the same part is omitted in principle. In this specification, for the sake of simplification, information, signals, physical quantities, and state quantities corresponding to the symbols or signs are described by writing symbols or signs that refer to information, signals, physical quantities, state quantities, or members. Or names of members, etc. may be omitted or abbreviated. Further, in an arbitrary flowchart described later, a plurality of processes in any of a plurality of steps can be arbitrarily changed in execution order or can be executed in parallel as long as no contradiction occurs in the processing contents.

<<脈波測定の原理>>
図1は、手首での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。後述の各実施形態では、以下の原理に基づく脈波測定が行われる。
<< Principles of pulse wave measurement >>
FIG. 1 is a schematic diagram for explaining the principle of pulse wave measurement at the wrist, and FIG. 2 is a waveform diagram showing how the attenuation (absorbance) of light in the living body changes with time. In each embodiment described later, pulse wave measurement based on the following principle is performed.

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生体の一部(図1では手首)に向けて発光部(LED(Light Emitting Diode)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HbO2)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、受光部の受光結果に基づき末梢動脈の吸光度変化を測定することで、非侵襲で容積脈波を測定することができる。In pulse wave measurement by the volume pulse wave method, for example, as shown in FIG. 1, a light emitting unit (LED (Light Emitting Diode) or the like) is directed toward a part of a living body (wrist in FIG. 1) pressed against a measurement window. The intensity of light that is emitted from the body and passes through the body and exits the body is detected by a light receiving unit (such as a photodiode or a phototransistor). Here, as shown in FIG. 2, the attenuation (absorbance) of light due to living tissue and venous blood (deoxygenated hemoglobin Hb) is constant, but the attenuation of light due to arterial blood (oxygenated hemoglobin HbO 2 ). (Absorbance) varies with time due to pulsation. Therefore, by using the “biological window” (wavelength range where light easily passes through the living body) from the visible region to the near-infrared region, the change in the absorbance of the peripheral artery is measured based on the light reception result of the light receiving unit. Volume pulse waves can be measured in an invasive manner.

尚、図1では、図示の便宜上、発光部及び受光部を有する脈波センサを手首の背側(外側)に装着した様子が描写されているが、脈波センサの装着位置についてはこれに限定されるものではなく、手首の腹側(内側)であってもよいし、他の部位(指先、指の第3関節、額、眉間、鼻先、頬、眼下、こめかみ、耳たぶ、耳穴など)であってもよい。   In FIG. 1, for convenience of illustration, a state in which a pulse wave sensor having a light emitting part and a light receiving part is attached to the back side (outside) of the wrist is depicted, but the attachment position of the pulse wave sensor is limited to this. It may be on the ventral side (inside) of the wrist, or at other parts (fingertip, third joint of the finger, forehead, between eyebrows, nose tip, cheek, under eye, temple, ear lobe, ear hole, etc.) There may be.

また、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、被験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、被験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、被験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、被験者の疲労度、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、被験者の血管年齢や動脈硬化度などを知ることができる。   In addition, the pulse wave under the control of the heart and the independent nerve does not always exhibit a constant behavior, but causes various changes (fluctuations) depending on the condition of the subject. Accordingly, various body information of the subject can be obtained by analyzing the change (fluctuation) of the pulse wave. For example, from the heart rate, it is possible to know the exercise ability, the degree of tension, and the like of the subject, and from the heart rate variability, it is possible to know the fatigue level, the degree of sleep, the magnitude of stress, and the like. Further, from the acceleration pulse wave obtained by differentiating the pulse wave twice with respect to the time axis, the blood vessel age, arteriosclerosis degree, etc. of the subject can be known.

<<第1実施形態>>
本発明の第1実施形態を説明する。図3には、第1実施形態に係る脈波センサ1のブロック図が、生体2及び外部機器EEと共に示されている。脈波センサ1は、本体ユニット10と、本体ユニット10の両端部に取り付けられて生体2(具体的には手首)に巻き回されるベルト20と、を備えた腕輪構造(腕時計型構造)を有する。ベルト20の素材として、皮革、金属、樹脂などを用いることができる。本明細書において、被験者とは生体2を有する人間を指す。
<< First Embodiment >>
A first embodiment of the present invention will be described. FIG. 3 shows a block diagram of the pulse wave sensor 1 according to the first embodiment together with the living body 2 and the external device EE. The pulse wave sensor 1 has a bracelet structure (watch-type structure) including a main body unit 10 and a belt 20 attached to both ends of the main body unit 10 and wound around a living body 2 (specifically, a wrist). Have. As a material of the belt 20, leather, metal, resin, or the like can be used. In this specification, the subject refers to a human having the living body 2.

本体ユニット10には、光センサ部11、フィルタ部12、制御部13、表示部14、通信部15、電源部16及び体動センサ部17が設けられる。   The main unit 10 includes an optical sensor unit 11, a filter unit 12, a control unit 13, a display unit 14, a communication unit 15, a power supply unit 16, and a body motion sensor unit 17.

光センサ部11は、本体ユニット10の裏面(即ち、生体2と対向する側の面)に設けられており、発光部11A及び受光部11Bを有する。光センサ部11では、LED等の発光部11Aから生体2に光を照射し、照射した光の内、生体2内を透過した光の強度を受光部11Bで検出することにより、脈波信号を取得する。尚、ここでは、発光部11Aと受光部11Bが生体2に対していずれも同じ側に設けられた反射型構成(図1の実線矢印を参照)が採用されているが、発光部11Aと受光部11Bが生体2を挟んで互いに反対側に設けられる透過型構成(図1の破線矢印を参照)が採用されても良い。反射型構成では、厳密に表現すると、発光部11Aから生体2に光を照射され、照射された光の内、生体2の一部を透過してから生体2内部で反射した光が受光部11Bにて受光される。一方、透過型構成では、発光部11Aから生体2の一面に対して光を照射され、照射された光の内、生体2を貫通するように透過して生体2の反対面(上記一面に対する反対面)から出た光が受光部11Bにて受光される。まとめると、受光部11Bは、発光部11Aからの光に基づき生体2を透過又は反射した光を受光するものであって良い。   The optical sensor unit 11 is provided on the back surface of the main unit 10 (that is, the surface facing the living body 2), and includes a light emitting unit 11A and a light receiving unit 11B. The optical sensor unit 11 irradiates the living body 2 with light from the light emitting unit 11A such as an LED, and detects the intensity of the light transmitted through the living body 2 by the light receiving unit 11B. get. In addition, although the reflection type structure (refer the solid line arrow of FIG. 1) in which both the light emission part 11A and the light-receiving part 11B were provided in the same side with respect to the biological body 2 is employ | adopted here, the light-emitting part 11A and light reception A transmissive configuration in which the part 11B is provided on opposite sides of the living body 2 (see the broken arrow in FIG. 1) may be employed. Strictly speaking, in the reflection type configuration, light emitted from the light emitting unit 11A is irradiated onto the living body 2, and the light reflected through the living body 2 after passing through a part of the living body 2 out of the irradiated light is received by the light receiving unit 11B. The light is received at. On the other hand, in the transmissive configuration, light is emitted from the light emitting unit 11A to one surface of the living body 2, and the transmitted light passes through the living body 2 and passes through the opposite surface of the living body 2 (opposite to the one surface). Light from the surface) is received by the light receiving unit 11B. In summary, the light receiving unit 11B may receive light transmitted or reflected through the living body 2 based on light from the light emitting unit 11A.

フィルタ部12は、光センサ部11の出力信号にフィルタ処理及び増幅処理を施して制御部13に伝達する。制御部13は、脈波センサ1全体の動作を統括的に制御するほか、フィルタ部12の出力信号に各種の信号処理を施すことにより、脈波に関する種々な情報(以下、脈波情報と呼ぶ)を取得する。脈波情報は、例えば、心拍数、脈波の揺らぎ、心拍変動及び加速度脈波を含む。MPU(micro processing unit)等を用いて、制御部13を形成すると良い。表示部14は、本体ユニット10の表面(生体2と対向しない側の面)に設けられた液晶表示パネル等から成り、脈波情報や日付や時間に関する情報等を含む表示情報を表示する。表示部14は、腕時計の文字盤面に相当すると言える。通信部15は、脈波センサ1と異なる外部機器EEとの間で任意の通信を行う。通信部15は、脈波情報を含む脈波センサ1の測定データを、外部機器EEに無線又は有線で送信できる。外部機器EEは、パーソナルコンピュータや携帯電話機などの任意の電子機器であり、ネットワーク網を介して通信部15と接続されていても良い。電源部16は、バッテリとDC/DCコンバータを含み、バッテリからの入力電圧を所望の出力電圧に変換して脈波センサ1の各部に供給する。体動センサ部17は、第1実施形態では利用されないので、後述の他の実施形態で説明する。   The filter unit 12 performs filtering processing and amplification processing on the output signal of the optical sensor unit 11 and transmits the filtered signal to the control unit 13. The control unit 13 controls the overall operation of the pulse wave sensor 1 as well as performing various signal processing on the output signal of the filter unit 12 to thereby provide various information on the pulse wave (hereinafter referred to as pulse wave information). ) To get. The pulse wave information includes, for example, heart rate, pulse wave fluctuation, heart rate variability, and acceleration pulse wave. The control unit 13 may be formed using an MPU (micro processing unit) or the like. The display unit 14 includes a liquid crystal display panel or the like provided on the surface of the main unit 10 (the surface not facing the living body 2), and displays display information including pulse wave information, date and time information, and the like. It can be said that the display unit 14 corresponds to a dial face of a wristwatch. The communication unit 15 performs arbitrary communication between the pulse wave sensor 1 and a different external device EE. The communication unit 15 can transmit the measurement data of the pulse wave sensor 1 including the pulse wave information to the external device EE wirelessly or by wire. The external device EE is an arbitrary electronic device such as a personal computer or a mobile phone, and may be connected to the communication unit 15 via a network. The power supply unit 16 includes a battery and a DC / DC converter, converts an input voltage from the battery into a desired output voltage, and supplies it to each part of the pulse wave sensor 1. Since the body motion sensor unit 17 is not used in the first embodiment, it will be described in another embodiment described later.

図4に、光センサ部11の回路例と共に、光センサ部11、フィルタ部12及び制御部13の関係を示す。制御部13は、A/D変換部31、演算部32及びメモリ33を有する。受光部11Bとしてのフォトトランジスタには、上記透過した光の強度に応じた電流が流れ、当該電流の大きさに応じた電圧信号Paoがフィルタ部12に入力される。フィルタ部12は、電圧信号Paoにフィルタ処理及び増幅処理を施して得られるアナログ電圧信号PaをA/D変換部31に入力する。A/D変換部31(例えば、10ビット、サンプリングレート:8Hz)は、アナログ電圧信号Paをデジタル電圧信号Pdに変換して出力する。信号Pao、Pa及びPdの夫々は、生体2の脈波を示す脈波信号の一種である。演算部32は、脈波信号Pdに対して様々な演算処理を施す(詳細は後述)。メモリ33は、演算部32にて実行される処理を規定するプログラムの保存用のプログラムメモリ、及び、演算部32にて利用又は算出される各種データを一時記憶するデータメモリを有する。   FIG. 4 shows a relationship between the optical sensor unit 11, the filter unit 12, and the control unit 13 together with a circuit example of the optical sensor unit 11. The control unit 13 includes an A / D conversion unit 31, a calculation unit 32, and a memory 33. A current corresponding to the intensity of the transmitted light flows through the phototransistor serving as the light receiving unit 11B, and a voltage signal Pao corresponding to the magnitude of the current is input to the filter unit 12. The filter unit 12 inputs an analog voltage signal Pa obtained by subjecting the voltage signal Pao to filter processing and amplification processing to the A / D conversion unit 31. The A / D converter 31 (for example, 10 bits, sampling rate: 8 Hz) converts the analog voltage signal Pa into a digital voltage signal Pd and outputs it. Each of the signals Pao, Pa, and Pd is a kind of pulse wave signal indicating the pulse wave of the living body 2. The calculation unit 32 performs various calculation processes on the pulse wave signal Pd (details will be described later). The memory 33 includes a program memory for storing a program that defines processing executed by the arithmetic unit 32 and a data memory that temporarily stores various data used or calculated by the arithmetic unit 32.

[脈波FFT解析の解析条件]
制御部13は、心拍数の導出に当たり、脈波信号に対して、FFT(高速フーリエ変換)を用いた解析である脈波FFT解析を実行する。図5の(a)欄〜(d)欄を参照して脈波FFT解析の解析条件を示す。脈波FFT解析の解析条件には、サンプリング周波数、解析データ数、実行間隔及び周波数分解能が含まれ、更に、解析帯域を定める解析下限周波数fLL及び解析上限周波数fHHが含まれる(図5の(a)欄〜(d)欄参照)。
[Analysis conditions for pulse wave FFT analysis]
In deriving the heart rate, the control unit 13 performs pulse wave FFT analysis, which is analysis using FFT (Fast Fourier Transform), on the pulse wave signal. The analysis conditions of the pulse wave FFT analysis are shown with reference to the columns (a) to (d) in FIG. The analysis conditions of the pulse wave FFT analysis include a sampling frequency, the number of analysis data, an execution interval, and a frequency resolution, and further include an analysis lower limit frequency f LL and an analysis upper limit frequency f HH that define an analysis band (see FIG. 5). (See columns (a) to (d)).

説明の明確化のため、時刻を表す記号として整数tを導入する。任意の整数iに関し、“t=i+1”である時刻は“t=i”である時刻よりも単位時間Δtだけ遅い。A/D変換部によるアナログ信号のデジタル信号への変換をサンプリングと呼ぶ。A/D変換部31のサンプリング周波数は“1/Δt”である(図5の(a)欄参照)。時刻t=iのサンプリングにて取得される脈波信号Pdのデジタル値を“Pd[i]”にて表す。即ち、時刻t=iにて、第i番目の脈波信号値である値Pd[i]が得られるものとする。以下では、Pd[i]にて値が表される脈波信号を、脈波データと呼ぶことがある。   For clarity of explanation, an integer t is introduced as a symbol representing time. For any integer i, the time at “t = i + 1” is later by the unit time Δt than the time at “t = i”. Conversion of an analog signal into a digital signal by the A / D converter is called sampling. The sampling frequency of the A / D converter 31 is “1 / Δt” (see the column (a) in FIG. 5). The digital value of the pulse wave signal Pd acquired by sampling at time t = i is represented by “Pd [i]”. That is, it is assumed that the value Pd [i], which is the i-th pulse wave signal value, is obtained at time t = i. Hereinafter, the pulse wave signal whose value is represented by Pd [i] may be referred to as pulse wave data.

図5の(b)欄に示す如く、パラメータPRAは、1回の脈波FFT解析に用いるデータ数(即ち、脈波データの個数)である解析データ数を示す。脈波FFT解析では、その時点で得られている最新のPRA個の脈波データを解析対象データ列として用いてFFTを行う。従って例えば、時刻t=iでは、Pd[i−PRA+1]〜Pd[i]が解析対象データ列を形成する。As shown in the column (b) of FIG. 5, the parameter PR A indicates the number of analysis data that is the number of data used for one pulse wave FFT analysis (that is, the number of pulse wave data). In the pulse wave FFT analysis, FFT is performed using the latest PR A pulse wave data obtained at that time as an analysis target data string. Therefore, for example, at time t = i, Pd [i−PR A +1] to Pd [i] form an analysis target data string.

図5の(c)欄に示す如く、脈波FFT解析は、PRB個分の脈波データが得られるごとに実行される。従って例えば、Pd[i−PRA+1]〜Pd[i]を解析対象データ列として用いた第j回目の脈波FFT解析が実行された後、Pd[i+1]〜Pd[i+PRB]が取得されると、Pd[i−PRA+1+PRB]〜Pd[i+PRB]を解析対象データ列として用いた第(j+1)回目の脈波FFT解析が実行される。PRBは、脈波FFT解析の実行間隔を表している。例えば、実行間隔を1秒相当に設定する場合、PRBはサンプリング周波数1/Δtと一致する。As shown in row (c) of FIG. 5, the pulse wave FFT analysis is performed each time the PR B-number fraction of the pulse wave data is obtained. Therefore, for example, after the j-th pulse wave FFT analysis using Pd [i−PR A +1] to Pd [i] as the analysis target data string is performed, Pd [i + 1] to Pd [i + PR B ] are acquired. Then, the (j + 1) th pulse wave FFT analysis using Pd [i−PR A + 1 + PR B ] to Pd [i + PR B ] as the analysis target data string is executed. PR B represents the execution interval of the pulse wave FFT analysis. For example, when the execution interval is set to 1 second, PR B matches the sampling frequency 1 / Δt.

脈波FFT解析により、図5の(d)欄に示すような脈波信号のパワースペクトルが得られる。パワースペクトルは、第1〜第m要素帯域の夫々におけるパワースペクトル密度(以下PSD値という)を、情報として含んでいる。mは2以上の所定の整数である。任意の整数iに関し、第i要素帯域の上限周波数は、第(i+1)要素帯域の下限周波数と一致している。第1要素帯域の中心周波数及び第m要素帯域の中心周波数は、脈波FFT解析における解析下限周波数fLL及び解析上限周波数fHHである。第1〜第m要素帯域において要素帯域の帯域幅は共通であり、1つの要素帯域の帯域幅が周波数分解能Rに相当する。By the pulse wave FFT analysis, a power spectrum of the pulse wave signal as shown in the column (d) of FIG. 5 is obtained. The power spectrum includes power spectrum density (hereinafter referred to as PSD value) in each of the first to m-th element bands as information. m is a predetermined integer of 2 or more. For an arbitrary integer i, the upper limit frequency of the i th element band matches the lower limit frequency of the (i + 1) th element band. The center frequency of the first element band and the center frequency of the m-th element band are an analysis lower limit frequency f LL and an analysis upper limit frequency f HH in the pulse wave FFT analysis. The bandwidths of the element bands are common in the first to m-th element bands, and the bandwidth of one element band corresponds to the frequency resolution R.

周波数fLL及びfHHは、心拍数がとりうる値を考慮して設定され、それぞれ、例えば、0.6Hz(ヘルツ)、4.0Hzである。周波数fLLを0.6Hz以外にすることもできるし、周波数fHHを4.0Hz以外にすることもできる(但し、勿論、fLL<fHH)。サンプリング周波数は、解析上限周波数fHHの2倍以上の任意の周波数に設定され、例えば、8、16、32、64又は128Hzであって良い。解析データ数PRAは、任意の所定値とされ、例えば、128、256、512、1028又は2048であって良い。実行間隔PRBも任意の所定値とされ、例えば、0.5秒相当、1秒相当、2秒相当とされる。周波数分解能Rも任意の所定値とされる。ここでは、周波数分解能Rは、0.03125Hzであるとする。0.03125Hzは、心拍数の単位で表すと、1.875bpm(beat per minute)に相当する。The frequencies f LL and f HH are set in consideration of values that the heart rate can take, and are, for example, 0.6 Hz (hertz) and 4.0 Hz, respectively. The frequency f LL can be other than 0.6 Hz, and the frequency f HH can be other than 4.0 Hz (however, of course, f LL <f HH ). The sampling frequency is set to an arbitrary frequency that is twice or more the analysis upper limit frequency f HH , and may be 8, 16, 32, 64, or 128 Hz, for example. The number of analysis data PR A is an arbitrary predetermined value, and may be, for example, 128, 256, 512, 1028, or 2048. The execution interval PR B is also an arbitrary predetermined value, for example, 0.5 seconds, 1 second, or 2 seconds. The frequency resolution R is also an arbitrary predetermined value. Here, it is assumed that the frequency resolution R is 0.03125 Hz. 0.03125 Hz corresponds to 1.875 bpm (beat per minute) when expressed in units of heart rate.

サンプリング周波数、解析データ数PRA及び周波数分解能の増大によって、心拍数の検出精度(検出分解能を含む)の向上が期待されるが、一方で演算負荷が重くなる。必要な精度と演算負荷のバランスを考慮して解析条件を決定すると良い。実行間隔PRBも同様である。An increase in sampling frequency, analysis data number PR A and frequency resolution is expected to improve heart rate detection accuracy (including detection resolution), but on the other hand, the calculation load becomes heavy. The analysis conditions should be determined in consideration of the balance between required accuracy and calculation load. The execution interval PR B is the same.

[心拍数の導出方法]
図6は、制御部13による、心拍数を導出するためのフローチャートである。まず、ステップS11において、A/D変換部31は、所定のサンプリング周波数にて脈波データの取り込み(即ちサンプリング)を開始する。順次得られる脈波データはメモリ33に保存される。ステップS11に続くステップS12において、制御部13は、これまでに取り込まれた脈波データの個数nを、所定の第1閾値(PRA−Q)、及び、解析データ数と一致する第2閾値PRAと比較する。Qは所定の正の整数(例えば40)である。第1不等式“PRA−Q≦n<PRA”の成立時にはステップS12からステップS13に進み、第2不等式“PRA≦n”の成立時にはステップS12からステップS19に進む。不等式“n<PRA−Q”の成立時には、データ数が少なすぎるため、第1不等式が成立するまで脈波データの取り込みを継続しつつステップS12で待機する。
[Derivation method of heart rate]
FIG. 6 is a flowchart for deriving the heart rate by the control unit 13. First, in step S11, the A / D conversion unit 31 starts capturing pulse wave data (that is, sampling) at a predetermined sampling frequency. Sequentially obtained pulse wave data is stored in the memory 33. In step S12 following step S11, the control unit 13 sets the number n of pulse wave data captured so far to a predetermined first threshold (PR A -Q) and a second threshold that matches the number of analysis data. Compare with PR A. Q is a predetermined positive integer (for example, 40). When the first inequality “PR A −Q ≦ n <PR A ” is satisfied, the process proceeds from step S12 to step S13, and when the second inequality “PR A ≦ n” is satisfied, the process proceeds from step S12 to step S19. When the inequality “n <PR A −Q” is satisfied, the number of data is too small. Therefore, the process waits in step S12 while continuing to capture the pulse wave data until the first inequality is satisfied.

ステップS13の段階で取得されている脈波データは、Pd[1]〜Pd[n]であり、それらの総個数は解析データ数PRAより少ない。故に、時刻tにて実行されるステップS13において、演算部32は、時刻t=n+1〜時刻t=PRAにおける脈波データPd[n+1]〜Pd[PRA]として、所定の補完用データを補完する。図7に、この補完の様子を示す。補完用データは、脈波信号の中心電位を持つ。例えば、脈波信号が、0V〜3Vの範囲内で1.5Vを中心に変動する脈動信号(想定脈波強度:50mV〜500mV(typ.200mV))である場合、補完用データは1.5Vに相当する固定値を持つ。尚、Pd[1]〜Pd[n]の平均値を補完用データとして用いても良いし、上記中心電位と異なる電位に相当する固定値を補完用データとして用いても構わない。ステップS13により、実測によって得られた脈波データPd[1]〜Pd[n]と、補完された脈波データPd[n+1]〜Pd[PRA]とから成る解析対象データ列が形成される。The pulse wave data acquired in step S13 is Pd [1] to Pd [n], and the total number thereof is smaller than the number of analysis data PR A. Therefore, in step S13 executed at time t, the calculation unit 32 sets predetermined complementary data as pulse wave data Pd [n + 1] to Pd [PR A ] at time t = n + 1 to time t = PR A. Complement. FIG. 7 shows the state of this complementation. The complementary data has the center potential of the pulse wave signal. For example, when the pulse wave signal is a pulsation signal (assumed pulse wave intensity: 50 mV to 500 mV (typ. 200 mV)) that fluctuates around 1.5 V within the range of 0 V to 3 V, the complementary data is 1.5 V. It has a fixed value corresponding to. Note that an average value of Pd [1] to Pd [n] may be used as supplementary data, or a fixed value corresponding to a potential different from the center potential may be used as supplementary data. In step S13, an analysis target data string including pulse wave data Pd [1] to Pd [n] obtained by actual measurement and the complemented pulse wave data Pd [n + 1] to Pd [PR A ] is formed. .

ステップS13に続くステップS14において、演算部32は、解析対象データ列が存在する区間だけ0以外の値を持つ窓関数(例えばハニング関数)を脈波データに対して掛け合わせる窓関数処理を実行する。その後、ステップS15において、演算部32は、これから行うべき脈波FFT解析が、何回目の脈波FFT解析であるのかを確認する。そして、これから行うべき脈波FFT解析が、1回目の脈波FFT解析である場合には、ステップS16に進んで脈波FFT解析A1を実行し、2回目以降の脈波FFT解析である場合には、ステップS17に進んで脈波FFT解析A2を実行する。脈波FFT解析A1及びA2は、ステップS14の窓関数処理を経た脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対して実行される。   In step S14 following step S13, the calculation unit 32 executes window function processing for multiplying the pulse wave data by a window function (for example, a Hanning function) having a value other than 0 only in a section where the analysis target data string exists. . Thereafter, in step S15, the calculation unit 32 confirms the number of pulse wave FFT analysis to be performed from now on. If the pulse wave FFT analysis to be performed from now is the first pulse wave FFT analysis, the process proceeds to step S16 to execute the pulse wave FFT analysis A1, and the pulse wave FFT analysis is performed for the second time and thereafter. Advances to step S17 to execute the pulse wave FFT analysis A2. The pulse wave FFT analyzes A1 and A2 are performed on the pulse wave data (that is, the analysis target data string in the pulse wave data) that has undergone the window function processing in step S14.

ステップS16の脈波FFT解析A1又はステップS17の脈波FFT解析A2を終えると、ステップS18へ進む。ステップS18において、A/D変換部31により、新たにPRB個分の脈波データが取り込まれ、ステップS12に戻る。新たに取り込まれた脈波データはメモリ33に保存される。When the pulse wave FFT analysis A1 in step S16 or the pulse wave FFT analysis A2 in step S17 is finished, the process proceeds to step S18. In step S18, the A / D converter 31, a new PR B-number fraction of the pulse wave data is captured, the flow returns to step S12. Newly captured pulse wave data is stored in the memory 33.

一方、“PRA≦n”の場合、既に取得されている脈波データの総個数は解析データ数PRA以上であるので、上述のような補完は不要である。ステップS19において、演算部32は、上述の窓関数処理と同様の窓関数処理を実行する。ステップS19における解析対象データ列は、実測によって得られた脈波データPd[n−PRA+1]〜Pd[n]から成る(図5の(b)欄参照)。その後、ステップS20において、ステップS19の窓関数処理を経た脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対し脈波FFT解析A3を実行する。On the other hand, in the case of “PR A ≦ n”, the total number of pulse wave data that has already been acquired is equal to or greater than the number of analysis data PR A , and thus the above-described supplement is unnecessary. In step S <b> 19, the calculation unit 32 performs the same window function process as the above window function process. The analysis target data string in step S19 includes pulse wave data Pd [n−PR A +1] to Pd [n] obtained by actual measurement (see column (b) in FIG. 5). Thereafter, in step S20, the pulse wave FFT analysis A3 is performed on the pulse wave data (that is, the analysis target data string in the pulse wave data) that has undergone the window function processing in step S19.

ステップS20の脈波FFT解析A3を終えると、ステップS21へ進む。ステップS21において、A/D変換部31により、新たにPRB個分の脈波データが取り込まれた後、ステップS19に戻る。新たに取り込まれた脈波データはメモリ33に保存される。この際、メモリ33に保存されている脈波データの内、より古くから保存されているPRB個分の脈波データをメモリ33から削除しても良い。When the pulse wave FFT analysis A3 in step S20 is completed, the process proceeds to step S21. In step S21, the A / D converter 31, after a new PR B-number fraction of the pulse wave data has been captured, the flow returns to step S19. Newly captured pulse wave data is stored in the memory 33. In this case, among the pulse wave data stored in the memory 33, the PR B-number fraction of the pulse wave data stored from older may be deleted from the memory 33.

脈波FFT解析の解析条件は、脈波FFT解析A1、A2及びA3間で共通である。脈波FFT解析A1、A2及びA3において、周波数fLL及びfHHは、夫々、例えば、0.635Hz及び4.0Hzである。The analysis conditions of the pulse wave FFT analysis are common among the pulse wave FFT analysis A1, A2, and A3. In the pulse wave FFT analysis A1, A2, and A3, the frequencies f LL and f HH are, for example, 0.635 Hz and 4.0 Hz, respectively.

――脈波FFT解析A1(図8)――
図8を参照し、脈波FFT解析A1について説明する。脈波FFT解析A1は、ステップS31〜S33の処理から成る。ステップS31において、演算部32は、窓関数処理を経た脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対してFFTを適用することで、脈波信号のパワースペクトルを算出する。脈波信号のパワースペクトルは、上述したように、脈波信号の第1〜第m要素帯域の夫々におけるPSD値を情報として含んでいる。続くステップS32において、演算部32は、ステップS31で得られた第1〜第m要素帯域におけるm個のPSD値の内、最大のPSD値に対応する要素帯域の周波数を、PSD最大周波数F[cy]として検索及び特定する。要素帯域の周波数は、要素帯域に属する周波数(例えば、中心周波数)を指す。
--Pulse wave FFT analysis A1 (Figure 8)-
The pulse wave FFT analysis A1 will be described with reference to FIG. The pulse wave FFT analysis A1 includes the processes of steps S31 to S33. In step S31, the calculation unit 32 calculates the power spectrum of the pulse wave signal by applying FFT to the pulse wave data that has undergone the window function processing (that is, the analysis target data string in the pulse wave data). As described above, the power spectrum of the pulse wave signal includes the PSD value in each of the first to m-th element bands of the pulse wave signal as information. In subsequent step S32, the calculation unit 32 calculates the frequency of the element band corresponding to the maximum PSD value among the m PSD values in the first to m-th element bands obtained in step S31 as the PSD maximum frequency F [ cy]. The frequency of the element band refers to a frequency (for example, a center frequency) belonging to the element band.

記号cyは、今回実行する脈波FFT解析の回数、即ち、今回実行する脈波FFT解析が第何回目の脈波FFT解析であるのかを示す。回数cyは、脈波FFT解析A1、A2及びA3の全実行回数である。従って例えば、脈波FFT解析A2及びA3を未だ1回も行っておらず、1回目の脈波FFT解析として脈波FFT解析A1を行う時には、cy=1である。また例えば、脈波FFT解析A1を1回目の脈波FFT解析として行った後、初めて脈波FFT解析A2を行う時には、cy=2である。また例えば、脈波FFT解析A1を1回目の脈波FFT解析として行った後に脈波FFT解析A2を30回繰り返し実行し、その後、初めて脈波FFT解析A3を行う時には、cy=32である。   Symbol cy indicates the number of pulse wave FFT analyzes to be executed this time, that is, the number of pulse wave FFT analyzes to be executed this time. The number of times cy is the total number of executions of the pulse wave FFT analysis A1, A2, and A3. Therefore, for example, the pulse wave FFT analysis A2 and A3 have not been performed yet, and when the pulse wave FFT analysis A1 is performed as the first pulse wave FFT analysis, cy = 1. Further, for example, when the pulse wave FFT analysis A2 is performed for the first time after the pulse wave FFT analysis A1 is performed as the first pulse wave FFT analysis, cy = 2. Further, for example, when the pulse wave FFT analysis A1 is performed as the first pulse wave FFT analysis and then the pulse wave FFT analysis A2 is repeatedly executed 30 times, and then the pulse wave FFT analysis A3 is performed for the first time, cy = 32.

ステップS32に続くステップS33において、演算部32は、周波数F[cy]を、“HR[y]=F[cy]×60”に従ってハートレート値HR[cy]に変換し、F[cy]及びHR[cy]をメモリ33に保存する。ハートレート値は心拍数の検出値を指し、ハートレート値の単位は、心拍数と同様、“bpm(beat per minute)”である。   In step S33 subsequent to step S32, the calculation unit 32 converts the frequency F [cy] into a heart rate value HR [cy] according to “HR [y] = F [cy] × 60”, and F [cy] and HR [cy] is stored in the memory 33. The heart rate value indicates a detected value of the heart rate, and the unit of the heart rate value is “bpm (beat per minute)” as in the case of the heart rate.

――脈波FFT解析A2(図9)――
図9を参照し、脈波FFT解析A2について説明する。脈波FFT解析A2は、ステップS41〜S44の処理から成る。ステップS41において、演算部32は、窓関数処理を経た最新の脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対してFFTを適用することで、脈波信号のパワースペクトルを算出する。
--Pulse wave FFT analysis A2 (Figure 9)-
The pulse wave FFT analysis A2 will be described with reference to FIG. The pulse wave FFT analysis A2 includes the processes of steps S41 to S44. In step S41, the calculation unit 32 calculates the power spectrum of the pulse wave signal by applying FFT to the latest pulse wave data that has undergone the window function processing (that is, the analysis target data string in the pulse wave data). To do.

続くステップS42において、演算部32は、前回の脈波FFT解析にて特定された周波数F[cy−1]を元に検索対象帯域を設定する。周波数F[cy]の導出に用いる検索対象帯域は、周波数F[cy−1]を内包し且つ所定の帯域幅を有する。ここでは、図10に示す如く、周波数“F[cy−1]−7R”及び“F[cy−1]+7R”を、夫々、検索対象帯域の下限及び上限に設定するものとする(Rは周波数分解能を表す;図5の(d)欄参照)。そして、演算部32は、最新の脈波データによるパワースペクトルを参照し、周波数F[cy−1]を基準に設定した検索対象帯域内で、PSD値が最大となる要素帯域の周波数をPSD最大周波数F[cy]として検索及び特定する。つまり、周波数F[cy−1]を基準に帯域制限をかけた状態でPSD最大周波数F[cy]を検索する。   In subsequent step S42, the calculation unit 32 sets a search target band based on the frequency F [cy-1] specified in the previous pulse wave FFT analysis. The search target band used for deriving the frequency F [cy] includes the frequency F [cy-1] and has a predetermined bandwidth. Here, as shown in FIG. 10, the frequencies “F [cy−1] −7R” and “F [cy−1] + 7R” are set to the lower limit and the upper limit of the search target band, respectively (R is Represents frequency resolution; see column (d) in FIG. 5). Then, the computing unit 32 refers to the power spectrum based on the latest pulse wave data, and sets the frequency of the element band having the maximum PSD value within the search target band set based on the frequency F [cy-1] as the PSD maximum. Search and specify as frequency F [cy]. That is, the PSD maximum frequency F [cy] is searched in a state where the band is limited with the frequency F [cy-1] as a reference.

ステップS42に続くステップS43において、演算部32は、周波数F[cy]を、“HR[y]=F[cy]×60”に従ってハートレート値HR[cy]に変換し、F[cy]及びHR[cy]をメモリ33に保存する。更にその後、ステップS44において、演算部32は、ハートレート値の移動平均値HRAVE[cy]を求めてメモリ33に保存する。移動平均値HRAVE[cy]は、直近の計AVENUMMAX個のハートレート値HR[cy−AVENUMMAX+1]〜HR[cy]を移動平均することで得られる。移動平均は、単純移動平均でも良いし、加重移動平均でも良い。AVENUMMAXは2以上の任意の整数である。移動平均の対象の個数がAVENUMMAX未満である場合には、ハートレート値HR[1]〜HR[cy]を移動平均することで移動平均値HRAVE[cy]を得ればよい。In step S43 following step S42, the calculation unit 32 converts the frequency F [cy] into a heart rate value HR [cy] according to “HR [y] = F [cy] × 60”, and F [cy] and HR [cy] is stored in the memory 33. Thereafter, in step S44, the calculation unit 32 calculates a moving average value HR AVE [cy] of the heart rate value and stores it in the memory 33. The moving average value HR AVE [cy] is obtained by moving average the latest AVENUM MAX heart rate values HR [cy-AVENUM MAX + 1] to HR [cy]. The moving average may be a simple moving average or a weighted moving average. AVENUM MAX is an arbitrary integer of 2 or more. When the number of moving average targets is less than AVENUM MAX , the moving average value HR AVE [cy] may be obtained by moving average the heart rate values HR [1] to HR [cy].

――脈波FFT解析A3(図11)――
図11を参照し、脈波FFT解析A3について説明する。脈波FFT解析A3は、ステップS51〜S55の処理から成る。ステップS51において、演算部32は、窓関数処理を経た最新の脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対してFFTを適用することで、脈波信号のパワースペクトルを算出する。
--Pulse wave FFT analysis A3 (Figure 11)-
The pulse wave FFT analysis A3 will be described with reference to FIG. The pulse wave FFT analysis A3 includes the processes of steps S51 to S55. In step S51, the calculation unit 32 calculates the power spectrum of the pulse wave signal by applying FFT to the latest pulse wave data that has undergone the window function processing (that is, the analysis target data string in the pulse wave data). To do.

ステップS52において、演算部32は、ステップS51で算出された脈波信号のパワースペクトルに対し減衰補正を施すことで補正パワースペクトル(換言すれば、補正脈波信号のパワースペクトル)を導出する。説明の明確化のため、減衰補正前のパワースペクトルを原パワースペクトルと呼ぶ。この減衰補正では、原パワースペクトルにおいて、所定の周波数FTH未満の各要素帯域のPSD値を所定の減衰率(例えば1/100)にて減衰させる。この減衰補正の様子を図12の(a)欄に示す。パワースペクトル310及び310cは、夫々、原パワースペクトル及び補正パワースペクトルの例である(図12の(a)欄の説明は後にも設けられる)。In step S52, the calculation unit 32 derives a corrected power spectrum (in other words, the power spectrum of the corrected pulse wave signal) by performing attenuation correction on the power spectrum of the pulse wave signal calculated in step S51. For clarity of explanation, the power spectrum before attenuation correction is called the original power spectrum. In this attenuation correction, in the original power spectrum, the PSD value of each element band less than a predetermined frequency FTH is attenuated at a predetermined attenuation rate (for example, 1/100). The state of this attenuation correction is shown in the column (a) of FIG. The power spectra 310 and 310c are examples of the original power spectrum and the corrected power spectrum, respectively (the description in the column (a) in FIG. 12 will be provided later).

続くステップS53において、演算部32は、前回の脈波FFT解析にて特定された周波数F[cy−1]を元に検索対象帯域を設定する。検索対象帯域の設定方法は、上述したものと同様である。そして、演算部32は、最新の脈波データに基づく補正パワースペクトルにおいて、周波数F[cy−1]を基準に設定した検索対象帯域内で、PSD値が最大となる要素帯域の周波数をPSD最大周波数F[cy]として検索及び特定する。   In subsequent step S53, the calculation unit 32 sets a search target band based on the frequency F [cy-1] specified in the previous pulse wave FFT analysis. The method for setting the search target band is the same as described above. Then, the calculation unit 32 calculates the maximum frequency of the element band with the PSD value within the search target band set based on the frequency F [cy-1] in the corrected power spectrum based on the latest pulse wave data. Search and specify as frequency F [cy].

その後、ステップS54において、演算部32は、周波数F[cy]を、“HR[y]=F[cy]×60”に従ってハートレート値HR[cy]に変換し、F[cy]及びHR[cy]をメモリ33に保存する。更にその後、ステップS55において、演算部32は、ハートレート値の移動平均値HRAVE[cy]を求めてメモリ33に保存する。移動平均値HRAVE[cy]の導出方法は上述した通りである。Thereafter, in step S54, the computing unit 32 converts the frequency F [cy] into a heart rate value HR [cy] according to “HR [y] = F [cy] × 60”, and F [cy] and HR [ cy] is stored in the memory 33. Thereafter, in step S55, the calculation unit 32 calculates a moving average value HR AVE [cy] of the heart rate value and stores it in the memory 33. The method for deriving the moving average value HR AVE [cy] is as described above.

制御部13は、通信部15を用いて、表示部14及び外部機器EEに脈波情報を出力することができ、順次導出されるハートレート値の移動平均値HRAVE[cy]を出力脈波情報に含めることができる。通常は、最新の移動平均値HRAVE[cy]を、生体2の心拍数の検出値として表示部14及び外部機器EEに出力すれば良い。但し、移動平均前のハートレート値HR[cy]や周波数F[cy]を出力脈波情報に含めることも可能である。HR[cy]もHRAVE[cy]も、脈波センサ1にて導出される心拍数の検出値である。尚、HRAVE[cy]が導出されたとき、過去に算出された一部又は全部の移動平均値をメモリ33から削除するようにしても良い。例えば、HRAVE[cy]が導出されたとき、HRAVE[cy]を含む、直近1分間分のハートレート値の移動平均値をメモリ33に残存させておく一方で、それより過去に導出されたハートレート値の移動平均値をメモリ33から削除しても良い。The control unit 13 can output the pulse wave information to the display unit 14 and the external device EE using the communication unit 15, and outputs the moving average value HR AVE [cy] of the heart rate value sequentially derived as the output pulse wave. Can be included in the information. Usually, the latest moving average value HR AVE [cy] may be output to the display unit 14 and the external device EE as a detected value of the heart rate of the living body 2. However, the heart rate value HR [cy] and the frequency F [cy] before the moving average can be included in the output pulse wave information. Both HR [cy] and HR AVE [cy] are detection values of the heart rate derived by the pulse wave sensor 1. When HR AVE [cy] is derived, some or all moving average values calculated in the past may be deleted from the memory 33. For example, when HR AVE [cy] is derived, the moving average value of the heart rate value for the last one minute including HR AVE [cy] is left in the memory 33, but is derived earlier than that. The moving average value of the heart rate value may be deleted from the memory 33.

[減衰補正の意義]
このように、演算部32は、光センサ部11の測定により取得された原脈波信号(Pao、Pa又はPd)の内、所定周波数FTH未満の信号成分を減衰補正によって減衰させることで補正脈波信号を生成し、補正脈波信号に基づいて心拍数(HR[cy]又はHRAVE[cy])を導出する。原脈波信号は、減衰補正前の脈波信号を指す。当該減衰補正を、時間領域上の原脈波信号に対して実行することも可能ではあるが、上述の動作例では、当該減衰補正を周波数領域上で実行している。即ち、原パワースペクトルに対して当該減衰補正を行うことで、補正脈波信号のパワースペクトルである補正パワースペクトルを導出している(図11のステップS52参照)。
[Significance of attenuation correction]
As described above, the calculation unit 32 corrects the attenuation by correcting the signal component of the original pulse wave signal (Pao, Pa, or Pd) obtained by the measurement of the optical sensor unit 11 below the predetermined frequency F TH by attenuation correction. A pulse wave signal is generated, and a heart rate (HR [cy] or HR AVE [cy]) is derived based on the corrected pulse wave signal. The original pulse wave signal indicates a pulse wave signal before attenuation correction. Although the attenuation correction can be performed on the pulse wave signal in the time domain, in the operation example described above, the attenuation correction is performed on the frequency domain. That is, the correction power spectrum which is the power spectrum of the corrected pulse wave signal is derived by performing the attenuation correction on the original power spectrum (see step S52 in FIG. 11).

周波数FTHは、生体2の体動の周期の期待値に基づき設定される。ステップS52の減衰補正は、脈波信号に混入している体動の信号成分の低減を目指すものである。一方、生体2の体動(体の動き)の周期は、一般に、短くても60/80秒〜60/100秒程度である。故に、周波数FTHを、例えば80/60Hz〜100/60Hzの間の周波数から選ぶと良く、典型的には1.5Hzとしても良い。1.5Hzの周波数FTHをbpmの単位で表すと90bpmである。減衰補正における減衰率として、例えば、1/10〜1/100の範囲内の数値を選ぶと良い。The frequency F TH is set based on the expected value of the body movement cycle of the living body 2. The attenuation correction in step S52 aims to reduce the signal component of body motion mixed in the pulse wave signal. On the other hand, the cycle of body movement (body movement) of the living body 2 is generally about 60/80 seconds to 60/100 seconds at the shortest. Therefore, the frequency F TH may be selected from a frequency between 80/60 Hz and 100/60 Hz, for example, and typically 1.5 Hz. When the frequency F TH of 1.5 Hz is expressed in units of bpm, it is 90 bpm. For example, a numerical value within the range of 1/10 to 1/100 may be selected as the attenuation rate in the attenuation correction.

既に参照した図12の(a)欄のパワースペクトル310は、被験者が、ジョギング等の活動を行っている状態で観測される原パワースペクトルの例である。原パワースペクトル310及び補正パワースペクトル310cの夫々において、PSD値のピーク(極大値)PKN及びPKBは、夫々、体動による信号成分及び真の脈波の信号成分によるものである。活動中における真の心拍数は値(FTH×60)を超えることが高確度で期待されるため、減衰補正によって、真の心拍数検出にとってノイズとなるピークPKNの値だけが効果的に減衰されることになる。つまり、上述の減衰補正により、生体2が活動していても精度良く心拍数を導出することが可能になる。The power spectrum 310 in the column (a) of FIG. 12 that has already been referred to is an example of the original power spectrum observed when the subject is performing activities such as jogging. In each of the original power spectrum 310 and the correction power spectrum 310c, PSD value of the peak (maximum value) PK N and PK B, respectively, is due to the signal component of the signal component and the true pulse wave by the body movement. Since the true heart rate during activity is expected to exceed the value (F TH × 60) with high accuracy, only the peak PK N value that causes noise for true heart rate detection is effectively obtained by attenuation correction. Will be attenuated. That is, the above-described attenuation correction makes it possible to derive the heart rate with high accuracy even when the living body 2 is active.

一方、図12の(b)欄のパワースペクトル320及び320cは、夫々、被験者が静止している状態における原パワースペクトル及び補正パワースペクトルの例である。被験者が静止しているときも、真の心拍数によるPSD値が原パワースペクトル320においてピークPKBとして現れる。また、被験者が静止しておれば、ピークPKBの周波数が周波数FTH未満となって上記減衰補正によりピークPKBの値が減衰されることもある。しかしながら、被験者静止時には、体動によるピークPKNが存在しないため(つまりノイズが十分に小さいため)、ピークPKBの値が減衰されたとしても、正しく心拍数を検出することができる。On the other hand, the power spectra 320 and 320c in the column (b) of FIG. 12 are examples of the original power spectrum and the corrected power spectrum when the subject is stationary, respectively. Even when the subject is stationary, PSD value by the true heart rate appears as a peak PK B in the original power spectrum 320. Also, I have the subject is stationary, sometimes the frequency of the peak PK B value of the peak PK B is attenuated by the attenuation correction become smaller than frequency F TH. However, when subjects stationary (because of their small enough i.e. noise) since the peak PK N does not exist by the body movement, even as the value of the peak PK B is attenuated, it is possible to correctly detect the heart rate.

尚、上述の動作例では、減衰補正を脈波FFT解析A3においてのみ実行しているが、当該減衰補正を脈波FFT解析A2においても実行可能である(この場合、図6のステップS17にて脈波FFT解析A3が実行されることになる)。   In the above operation example, the attenuation correction is executed only in the pulse wave FFT analysis A3. However, the attenuation correction can also be executed in the pulse wave FFT analysis A2 (in this case, in step S17 in FIG. 6). The pulse wave FFT analysis A3 is executed).

[検索対象帯域の設定(帯域制限)の意義]
また、演算部32は、光センサ部11の測定で順次取得される原脈波信号の信号値を用いて心拍数の順次導出を行うが、各回の心拍数を、帯域制限を適用した状態で導出する。帯域制限では、今回の心拍数(HR[cy])を、前回導出した心拍数(HR[cy−1])を内包し且つ所定の大きさを持った数値範囲内で検索し導出する。上述の動作例では、当該探索を“Hz”を単位とした周波数領域上で実行しており、図10の検索対象帯域の単位を“bpm”に変換したものが当該数値範囲に相当する(図9のステップS42、図11のステップS53も参照)。
[Significance of search band setting (bandwidth limitation)]
In addition, the calculation unit 32 sequentially derives the heart rate using the signal value of the original pulse wave signal sequentially acquired by the measurement of the optical sensor unit 11, and the heart rate of each time is applied in a state where band limitation is applied. To derive. In the band limitation, the current heart rate (HR [cy]) is searched and derived within a numerical range that includes the previously derived heart rate (HR [cy-1]) and has a predetermined magnitude. In the above operation example, the search is performed in the frequency domain with “Hz” as a unit, and the unit of the search target band in FIG. 10 converted to “bpm” corresponds to the numerical value range (FIG. 9 (see also step S42 in FIG. 9 and step S53 in FIG. 11).

より具体的には、今回の心拍数(HR[cy])を導出するための原脈波信号のパワースペクトル(即ち、HR[cy]の導出に用いる解析対象データ列のパワースペクトル)から補正パワースペクトルを生成した後、当該補正パワースペクトルにおいて上記数値範囲内に対応する検索対象帯域を設定し、検索対象帯域内でPSD値が最大となる周波数をF[cy]として同定することにより今回の心拍数(HR[cy])を導出する。生体2の心拍数の短時間における変化量は限られており、今回の検出心拍数が前回の検出心拍数と大きくかけ離れているとは考えにくい。そこで、上記の如く検索対象帯域内で最大PSD値を探索するようにする。これにより、心拍数検出値(即ちハートレート値)がノイズに基づく異常値になることが抑制される。換言すれば、心拍数検出に対するノイズの影響を低減することができる。   More specifically, the correction power from the power spectrum of the original pulse wave signal for deriving the current heart rate (HR [cy]) (that is, the power spectrum of the analysis target data string used for deriving HR [cy]). After generating the spectrum, the search target band corresponding to the above-described numerical range is set in the corrected power spectrum, and the frequency at which the PSD value is maximum in the search target band is identified as F [cy], thereby detecting the current heartbeat. A number (HR [cy]) is derived. The amount of change in the heart rate of the living body 2 in a short time is limited, and it is unlikely that the current detected heart rate is significantly different from the previous detected heart rate. Therefore, the maximum PSD value is searched for within the search target band as described above. This suppresses the heart rate detection value (that is, the heart rate value) from becoming an abnormal value based on noise. In other words, the influence of noise on heart rate detection can be reduced.

検索対象帯域の大きさは任意である。1秒間における人間の心拍数の変化量の最大値は15bpm程度と考えられるため、脈波FFT解析の実行間隔が1秒相当である場合には、今回の心拍数(HR[cy])を算出する際の検索対象帯域を、例えば、bpmを単位として、“HR[cy−1]−15”以上且つ“HR[cy−1]+15”以下の帯域に設定すると良い。   The size of the search target band is arbitrary. Since the maximum amount of change in human heart rate per second is considered to be about 15 bpm, the current heart rate (HR [cy]) is calculated when the execution interval of the pulse wave FFT analysis is equivalent to 1 second. For example, the band to be searched at this time may be set to a band not less than “HR [cy−1] −15” and not more than “HR [cy−1] +15” in units of bpm.

[実験結果など]
図13及び図14に、被験者を用いた実験結果の例を示す。波形341〜343を含むグラフ340(図13の(a)欄)、波形351〜353を含むグラフ350(図13の(b)欄)、波形361〜363を含むグラフ360(図14の(a)欄)、波形371〜373を含むグラフ370(図14の(b)欄)は、夫々、実験E1A、E1B、E1C、E1Dの結果を表している。各実験では、被験者が静止している2つの区間中に一定区間だけ被験者を歩行又は走行させた。被験者の歩行又は走行速度は、実験E1A、E1B、E1C、E1Dにおいて、夫々、時速6、8、10、12kmである。破線波形341、351、361、371は、市販の胸ベルト装着型心拍計を用いた、真値とみなせる心拍数の測定結果を表す。実線波形342、352、362、372は、脈波センサ1による心拍数の測定結果(HRAVE[cy]の時系列データ)を表す。一点鎖線波形343、353、363、373は、従来のピーク解析方法を用いたときの測定結果である。尚、グラフ340において、破線波形341及び実線波形342を区別して示すべく、それらを実際の波形位置から若干ずらして示している。グラフ350〜370においても同様であり、後述のグラフ440〜470(図23及び図24)においても同様である。
[Experimental results]
FIG. 13 and FIG. 14 show examples of experimental results using subjects. Graph 340 including waveforms 341 to 343 (column (a) in FIG. 13), graph 350 including waveforms 351 to 353 (column (b) in FIG. 13), and graph 360 including waveforms 361 to 363 ((a) in FIG. 14) ) Column) and a graph 370 including the waveforms 371 to 373 (column (b) in FIG. 14) represent the results of the experiments E 1A , E 1B , E 1C , and E 1D , respectively. In each experiment, the subject walked or ran for a certain interval during the two intervals where the subject was stationary. The walking or running speed of the subject is 6, 8, 10, and 12 km / h in the experiments E 1A , E 1B , E 1C , and E 1D , respectively. Broken line waveforms 341, 351, 361, and 371 represent heart rate measurement results that can be regarded as true values using a commercially available chest belt-mounted heart rate monitor. Solid line waveforms 342, 352, 362, and 372 represent heart rate measurement results (HR AVE [cy] time-series data) by the pulse wave sensor 1. One-dot chain line waveforms 343, 353, 363, and 373 are measurement results obtained when a conventional peak analysis method is used. In the graph 340, the broken line waveform 341 and the solid line waveform 342 are shown with a slight shift from the actual waveform position in order to distinguish them from each other. The same applies to graphs 350 to 370, and the same applies to graphs 440 to 470 (FIGS. 23 and 24) described later.

時速6kmの歩行時には、従来のピーク解析方法でも胸ベルト装着型心拍計と相関のある測定結果が得られた。しかし、時速8km以上の走行時において、従来のピーク解析方法による測定結果は、体動ノイズの影響を受けて真値(胸ベルト装着型心拍計の測定結果)から大きくかけ離れている。被験者が安静にしている状態又はそれに近い状態では、体動等によるノイズが十分に小さい脈波信号波形が得られるため、ピーク解析方法でも、正確な心拍数検出が可能である。但し、被験者の活動時など、体動等によるノイズが脈波信号波形に多く含まれるようになると、取得波形が乱れて、図13及び図14に示す如く正確な心拍数検出が難しくなる。これに対し、第1実施形態の脈波センサ1を用いると、様々な活動環境下で、胸ベルト装着型心拍計と相関のある測定結果が得られていることが分かる。   When walking at a speed of 6 km / h, a measurement result correlated with the chest belt-mounted heart rate monitor was obtained even with the conventional peak analysis method. However, when traveling at a speed of 8 km / h or more, the measurement result by the conventional peak analysis method is greatly different from the true value (measurement result of the chest belt-mounted heart rate monitor) due to the influence of body motion noise. In a state where the subject is at rest or a state close thereto, a pulse wave signal waveform with sufficiently small noise due to body movement or the like can be obtained. Therefore, accurate heart rate detection is possible even with the peak analysis method. However, when a lot of noise due to body movement or the like is included in the pulse wave signal waveform, such as during the activity of the subject, the acquired waveform is disturbed, making accurate heart rate detection difficult as shown in FIGS. On the other hand, when the pulse wave sensor 1 of the first embodiment is used, it can be seen that measurement results correlated with the chest belt-mounted heart rate monitor are obtained under various activity environments.

尚、上述の動作例では、脈波FFT解析の実行回数cyが1回目のときにだけ脈波FFT解析A1を実行しているが、脈波FFT解析A1を複数回実行するようにしても良い。例えば、図6において、回数cyが1、2及び3回目である時の夫々においてステップS15からステップS16に進み、回数cyが4回目以降である状態でステップS15に至ったときにステップS17へ進むようにしても良い。   In the above operation example, the pulse wave FFT analysis A1 is executed only when the number of executions cy of the pulse wave FFT analysis is the first time. However, the pulse wave FFT analysis A1 may be executed a plurality of times. . For example, in FIG. 6, when the number of times cy is 1, 2, and 3, the process proceeds from step S15 to step S16, and when the number of times cy is the fourth time or later, the process proceeds to step S17. You may make it.

この場合、1〜3回目のPSD最大周波数F[1]〜F[3]は脈波FFT解析A1で求められ、4回目のPSD最大周波数F[4]は脈波FFT解析A2で求められる。この際、周波数F[4]を求めるときの検索対象帯域の中心を、周波数F[1]〜F[3]に基づき定めればよい。例えば、F[1]〜F[3]の平均又は加重平均を、周波数F[4]の導出用の検索対象帯域の中心に設定しても良い。或いは例えば、F[2]とF[3]が互いに一致又は近似している一方で、F[1]とF[2]又はF[3]とが大きく相違している場合には、F[1]の誤差が大きいと判断して、F[2]及びF[3]の平均を、周波数F[4]の導出用の検索対象帯域の中心に設定しても良い。本実施形態では、検索対象帯域の設定による帯域制限を介して各回の心拍数を検出するため、一度、不適切な検索対象帯域を設定してしまうと、心拍数の真値検出が困難な状況が長時間継続する。故に、帯域制限をかけない脈波FFT解析A1を複数回実施し、複数回の脈波FFT解析A1の結果を統計的に処理して検索対象帯域を設定することにより、検索対象帯域の信頼性が高まる。   In this case, the first to third PSD maximum frequencies F [1] to F [3] are obtained by the pulse wave FFT analysis A1, and the fourth PSD maximum frequency F [4] is obtained by the pulse wave FFT analysis A2. At this time, the center of the search target band for obtaining the frequency F [4] may be determined based on the frequencies F [1] to F [3]. For example, the average or weighted average of F [1] to F [3] may be set at the center of the search target band for deriving the frequency F [4]. Or, for example, if F [2] and F [3] match or approximate each other but F [1] and F [2] or F [3] are greatly different, F [2] 1] may be determined to be large, and the average of F [2] and F [3] may be set at the center of the search target band for deriving the frequency F [4]. In this embodiment, since the heart rate of each time is detected through the band limitation by setting the search target band, once the inappropriate search target band is set, it is difficult to detect the true value of the heart rate. Continues for a long time. Therefore, by performing the pulse wave FFT analysis A1 without band limitation a plurality of times and statistically processing the results of the plurality of pulse wave FFT analyzes A1 to set the search target band, the reliability of the search target band Will increase.

<<第2実施形態>>
本発明の第2実施形態を説明する。第2実施形態及び後述の第3実施形態は第1実施形態を基礎とする実施形態であり、第2及び第3実施形態において特に述べない事項に関しては、矛盾の無い限り、第1実施形態の記載が第2及び第3実施形態にも適用される。矛盾の無い限り、第1〜第3実施形態の内、任意の複数の実施形態を組み合わせても良い。第2実施形態では、上述の脈波センサ1による他の心拍数導出方法を説明する。第1及び第2実施形態間で脈波センサ1の構成は同じである。
<< Second Embodiment >>
A second embodiment of the present invention will be described. The second embodiment and the third embodiment to be described later are embodiments based on the first embodiment, and matters not specifically described in the second and third embodiments are the same as those in the first embodiment unless there is a contradiction. The description also applies to the second and third embodiments. As long as there is no contradiction, any one of the first to third embodiments may be combined. In the second embodiment, another heart rate derivation method using the pulse wave sensor 1 described above will be described. The configuration of the pulse wave sensor 1 is the same between the first and second embodiments.

第2実施形態では、体動センサ部17が有益に機能する(図3参照)。体動センサ部17は、生体2の動き(即ち体動)を検出することで、生体2の動きに応じた体動信号を生成及び出力する。ここでは、体動センサ部17が、生体2の加速度を検出する加速度センサ(例えばサンプリングレート:8Hz)から成るものとする。故に、以下では、体動信号を加速度信号と呼ぶ。加速度信号は生体2の加速度を示す。体動センサ部17内の加速度センサは、互いに直交するX、Y及びZ軸方向の生体2の加速度を個別に検出できても良い。この場合、体動センサ部17は、X軸、Y軸、Z軸方向における生体2の加速度の検出結果を示すX軸、Y軸、Z軸方向の加速度信号を生成及び出力する。但し、体動センサ部17によって検出及び出力される、生体2の動きを示す物理量は、加速度以外の物理量(速度、角速度、角加速度など)でもよい。   In the second embodiment, the body motion sensor unit 17 functions beneficially (see FIG. 3). The body motion sensor unit 17 generates and outputs a body motion signal corresponding to the motion of the living body 2 by detecting the motion (that is, body motion) of the living body 2. Here, it is assumed that the body motion sensor unit 17 includes an acceleration sensor (for example, sampling rate: 8 Hz) that detects the acceleration of the living body 2. Therefore, hereinafter, the body motion signal is referred to as an acceleration signal. The acceleration signal indicates the acceleration of the living body 2. The acceleration sensor in the body motion sensor unit 17 may be able to individually detect the acceleration of the living body 2 in the X, Y, and Z axis directions orthogonal to each other. In this case, the body motion sensor unit 17 generates and outputs acceleration signals in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions indicating detection results of the acceleration of the living body 2 in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions. However, the physical quantity indicating the movement of the living body 2 detected and output by the body motion sensor unit 17 may be a physical quantity (speed, angular velocity, angular acceleration, etc.) other than acceleration.

図15の(a)欄及び(b)欄には、生体2と、本体ユニット10及びベルト20と、X、Y及びZ軸との関係を表している。上述したように、脈波センサ1は、腕輪構造を有し、生体2の手首にベルト20を巻回して固定され、これに伴って、手首における手の甲側の面又は手の平側の面に、本体ユニット10の裏面である装着面が接触固定される。X軸は、生体2の前腕の長手方向(即ち、生体2の前腕が伸びる方向)に平行である。生体2の手首にベルト20が巻回固定されるのであるから、ベルト20と加速度センサとの位置関係から脈波センサ1においてX軸方向を特定できる。上記装着面はX軸及びY軸に平行であって且つZ軸に直交する。   The (a) column and (b) column of FIG. 15 represent the relationship among the living body 2, the main unit 10, the belt 20, and the X, Y, and Z axes. As described above, the pulse wave sensor 1 has a bracelet structure and is fixed by winding the belt 20 around the wrist of the living body 2, and accordingly, the main body is attached to the back side surface or the palm side surface of the wrist. The mounting surface which is the back surface of the unit 10 is fixed in contact. The X axis is parallel to the longitudinal direction of the forearm of the living body 2 (that is, the direction in which the forearm of the living body 2 extends). Since the belt 20 is wound and fixed around the wrist of the living body 2, the X-axis direction can be specified in the pulse wave sensor 1 from the positional relationship between the belt 20 and the acceleration sensor. The mounting surface is parallel to the X axis and the Y axis and is orthogonal to the Z axis.

体動センサ部17からは、アナログの加速度信号Maが出力され、図16に示す如く、制御部13内のA/D変換部36にてアナログの加速度信号Maがデジタルの加速度信号Mdに変換される。A/D変換部36は、体動センサ部17内に備えられていても良い。体動センサ部17が、複数の軸方向における複数の加速度信号Maを出力する際、A/D変換部36は、複数の加速度信号Maの夫々を加速度信号Mdに変換する。体動センサ部17の出力信号にフィルタ処理及び増幅処理を施した信号が加速度信号Maであっても良い。   An analog acceleration signal Ma is output from the body motion sensor unit 17, and the analog acceleration signal Ma is converted into a digital acceleration signal Md by the A / D conversion unit 36 in the control unit 13 as shown in FIG. The The A / D conversion unit 36 may be provided in the body motion sensor unit 17. When the body motion sensor unit 17 outputs a plurality of acceleration signals Ma in a plurality of axial directions, the A / D conversion unit 36 converts each of the plurality of acceleration signals Ma into an acceleration signal Md. The signal obtained by subjecting the output signal of the body motion sensor unit 17 to the filtering process and the amplification process may be the acceleration signal Ma.

第2実施形態では、後述されるように加速度信号から生体2の動き状態を検出して心拍数の検出精度向上を図る。一方、生体2がジョギング等をするとき、脈波センサ1を装着した前腕の振動の主成分はX軸に平行であるため、X軸方向の加速度信号に体動の主成分が含まれる。このため、体動センサ部17は、少なくともX軸方向の加速度信号を取得することが好ましい。生体2がジョギング等の活動をする際、前腕振動に対応するX軸方向の加速度を検出することで生体2の動き状態を良好に把握できるからである。勿論、体動センサ部17は、X軸、Y軸、Z軸方向の加速度信号の内、2つ以上の加速度信号を取得しても良いし、それら全ての加速度信号を取得しても良い。以下の説明において、加速度信号とは、体動センサ部17がX軸方向の加速度信号のみを取得する場合にあってはX軸方向の加速度信号を指し、体動センサ部17がX、Y軸、Z軸方向の加速度信号の内の2つ以上の加速度信号を取得する場合にあっては当該2つ以上の加速度信号の合成ベクトル信号を指す。   In the second embodiment, as will be described later, the movement state of the living body 2 is detected from the acceleration signal to improve the detection accuracy of the heart rate. On the other hand, when the living body 2 performs jogging or the like, the main component of the vibration of the forearm to which the pulse wave sensor 1 is attached is parallel to the X axis, so the main component of body movement is included in the acceleration signal in the X axis direction. For this reason, it is preferable that the body motion sensor unit 17 acquires at least an acceleration signal in the X-axis direction. This is because when the living body 2 performs activities such as jogging, the movement state of the living body 2 can be well understood by detecting the acceleration in the X-axis direction corresponding to the forearm vibration. Of course, the body motion sensor unit 17 may acquire two or more acceleration signals among the acceleration signals in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions, or may acquire all the acceleration signals. In the following description, the acceleration signal refers to an acceleration signal in the X-axis direction when the body motion sensor unit 17 acquires only the acceleration signal in the X-axis direction, and the body motion sensor unit 17 has the X and Y axes. In the case of acquiring two or more acceleration signals of the acceleration signals in the Z-axis direction, it indicates a combined vector signal of the two or more acceleration signals.

制御部13は、脈波信号だけでなく、加速度信号に対してもFFT解析を行う。加速度信号に対するFFT解析を加速度FFT解析と呼ぶ。加速度FFT解析の解析条件にも、脈波FFT解析と同様に、サンプリング周波数、解析データ数、実行間隔、周波数分解能、解析下限周波数fLL及び解析上限周波数fLLが含まれるが(図5の(a)欄〜(d)欄を参照)、加速度FFT解析の解析条件は脈波FFT解析の解析条件と同じとされる。第1実施形態で述べた脈波FFT解析の解析条件の説明文が加速度FFT解析の解析条件にも適用され、当該適用の際、第1実施形態に記載の脈波FFT解析、A/D変換部31、脈波信号、脈波データ、記号“Pd”が、夫々、加速度FFT解析、A/D変換部36、加速度信号、加速度データ、記号“Md”に読み替えられる。従って例えば、時刻t=iのサンプリングにて取得される加速度信号Mdのデジタル値は“Md[i]”にて表される。つまり、時刻t=iにて、第i番目の加速度信号値、即ちMd[i]が得られる。Pd[i]にて値が表される加速度信号を、加速度データとも呼ぶ。The controller 13 performs FFT analysis not only on the pulse wave signal but also on the acceleration signal. The FFT analysis for the acceleration signal is called acceleration FFT analysis. The analysis conditions of the acceleration FFT analysis include the sampling frequency, the number of analysis data, the execution interval, the frequency resolution, the analysis lower limit frequency f LL and the analysis upper limit frequency f LL as in the case of the pulse wave FFT analysis ((( The analysis conditions for acceleration FFT analysis are the same as the analysis conditions for pulse wave FFT analysis. The explanation of the analysis conditions of the pulse wave FFT analysis described in the first embodiment is also applied to the analysis conditions of the acceleration FFT analysis. At the time of the application, the pulse wave FFT analysis and A / D conversion described in the first embodiment are applied. The unit 31, pulse wave signal, pulse wave data, and symbol “Pd” are read as acceleration FFT analysis, A / D conversion unit 36, acceleration signal, acceleration data, and symbol “Md”, respectively. Therefore, for example, the digital value of the acceleration signal Md acquired by sampling at time t = i is represented by “Md [i]”. That is, at time t = i, the i-th acceleration signal value, that is, Md [i] is obtained. The acceleration signal whose value is represented by Pd [i] is also called acceleration data.

[心拍数の導出方法]
図17は、制御部13による、心拍数を導出するためのフローチャートである。まず、ステップS111において、A/D変換部31及び36は、所定のサンプリング周波数にて脈波データ及び加速度データの取り込み(即ちサンプリング)を開始する。順次得られる脈波データ及び加速度データはメモリ33に保存される。ステップS111に続くステップS112において、制御部13は、これまでに取り込まれた脈波データの個数nを、所定の第1閾値(PRA−Q)、及び、解析データ数と一致する第2閾値PRAと比較する(図5の(b)欄を参照)。第1不等式“PRA−Q≦n<PRA”の成立時にはステップS112からステップS113に進み、第2不等式“PRA≦n”の成立時にはステップS112からステップS119に進む。不等式“n<PRA−Q”の成立時には、データ数が少なすぎるため、第1不等式が成立するまで脈波データ及び加速度データの取り込みを継続しつつステップS112で待機する。
[Derivation method of heart rate]
FIG. 17 is a flowchart for deriving the heart rate by the control unit 13. First, in step S111, the A / D converters 31 and 36 start capturing pulse wave data and acceleration data (that is, sampling) at a predetermined sampling frequency. Sequentially obtained pulse wave data and acceleration data are stored in the memory 33. In step S112 following step S111, the control unit 13 sets the number n of pulse wave data captured so far to a predetermined first threshold (PR A -Q) and a second threshold that matches the number of analysis data. Compare with PR A (see column (b) in FIG. 5). When the first inequality “PR A −Q ≦ n <PR A ” is satisfied, the process proceeds from step S112 to step S113, and when the second inequality “PR A ≦ n” is satisfied, the process proceeds from step S112 to step S119. When the inequality “n <PR A −Q” is satisfied, the number of data is too small. Therefore, the process waits in step S112 while continuing to capture the pulse wave data and the acceleration data until the first inequality is satisfied.

ステップS113の段階で取得されている脈波データは、Pd[1]〜Pd[n]であり、それらの総個数は解析データ数PRAより少ない。故に、時刻tにて実行されるステップS113において、演算部32は、時刻t=n+1〜時刻t=PRAにおける脈波データPd[n+1]〜Pd[PRA]として、所定の補完用データを補完する。この補完の方法は第1実施形態のそれと同様である。ステップS113では、実測によって得られた脈波データPd[1]〜Pd[n]と、補完された脈波データPd[n+1]〜Pd[PRA]とから成る解析対象データ列が形成される。The pulse wave data acquired in the step S113 is Pd [1] to Pd [n], and the total number thereof is smaller than the number of analysis data PR A. Therefore, in step S113 executed at time t, the calculation unit 32 sets predetermined supplemental data as pulse wave data Pd [n + 1] to Pd [PR A ] at time t = n + 1 to time t = PR A. Complement. This complementing method is the same as that of the first embodiment. In step S113, an analysis target data string including pulse wave data Pd [1] to Pd [n] obtained by actual measurement and complemented pulse wave data Pd [n + 1] to Pd [PR A ] is formed. .

ステップS113に続くステップS114において、演算部32は、解析対象データ列が存在する区間だけ0以外の値を持つ窓関数(例えばハニング関数)を脈波データに対して掛け合わせる窓関数処理を実行する。その後、ステップS115において、演算部32は、これから行うべき脈波FFT解析が、何回目の脈波FFT解析であるのかを確認する。そして、これから行うべき脈波FFT解析が、1回目の脈波FFT解析である場合には、ステップS116に進んで脈波FFT解析B1を実行し、2回目以降の脈波FFT解析である場合には、ステップS117に進んで脈波FFT解析B2を実行する。脈波FFT解析B1及びB2は、ステップS114の窓関数処理を経た脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対して実行される。   In step S114 subsequent to step S113, the calculation unit 32 executes window function processing for multiplying the pulse wave data by a window function (for example, a Hanning function) having a value other than 0 only in a section in which the analysis target data string exists. . Thereafter, in step S115, the calculation unit 32 confirms how many times the pulse wave FFT analysis is to be performed from now on. If the pulse wave FFT analysis to be performed from now is the first pulse wave FFT analysis, the flow proceeds to step S116 to execute the pulse wave FFT analysis B1, and when the pulse wave FFT analysis is performed for the second time and thereafter. Advances to step S117 to execute the pulse wave FFT analysis B2. The pulse wave FFT analyzes B1 and B2 are executed on the pulse wave data (that is, the analysis target data string in the pulse wave data) that has undergone the window function processing in step S114.

ステップS116の脈波FFT解析B1又はステップS117の脈波FFT解析B2を終えると、ステップS118へ進む。ステップS118において、A/D変換部31及び36により、新たにPRB個分の脈波データ及びPRB個分の加速度データが取り込まれ、ステップS112に戻る。新たに取り込まれた脈波データ及び加速度データはメモリ33に保存される。When the pulse wave FFT analysis B1 in step S116 or the pulse wave FFT analysis B2 in step S117 is completed, the process proceeds to step S118. In step S118, PR B pulse wave data and PR B acceleration data are newly taken in by the A / D converters 31 and 36, and the process returns to step S112. Newly captured pulse wave data and acceleration data are stored in the memory 33.

一方、“PRA≦n”の場合、既に取得されている脈波データの総個数は解析データ数PRA以上であるので、上述のような補完は不要である。ステップS119において、演算部32は窓関数処理を実行する。ステップS119の窓関数処理では、解析対象データ列が存在する区間だけ0以外の値を持つ窓関数(例えばハニング関数)を脈波データに対して掛け合わせる処理に加えて、同様の窓関数を加速度データに対しても掛け合わせる。時刻t=nにおいては、脈波信号の解析対象データ列が脈波データPd[n−PRA+1]〜Pd[n]から成り(図5の(b)欄を参照)、このとき、加速度データMd[n−PRA+1]〜Md[n]が存在する区間だけ0以外の値を持つ窓関数が加速度データに掛け合わされる。On the other hand, in the case of “PR A ≦ n”, the total number of pulse wave data that has already been acquired is equal to or greater than the number of analysis data PR A , and thus the above-described supplement is unnecessary. In step S119, the calculation unit 32 executes window function processing. In the window function process of step S119, in addition to the process of multiplying the pulse function data by a window function (for example, Hanning function) having a value other than 0 only in the section where the analysis target data string exists, the same window function is accelerated. Multiply the data. At time t = n, the analysis target data string of the pulse wave signal is composed of pulse wave data Pd [n−PR A +1] to Pd [n] (see the column (b) in FIG. 5). A window function having a value other than 0 is multiplied with acceleration data only in a section where data Md [n−PR A +1] to Md [n] exists.

その後、ステップS120において、演算部32は、ステップS119の窓関数処理を経た加速度データに対し加速度FFT解析を実行し、その結果を利用して体動モード判定及び補正係数設定を行う(詳細は後述)。そして、ステップS121において、演算部32は、ステップS120の結果を利用しつつ、ステップS119の窓関数処理を経た脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対し脈波FFT解析B3を実行する(詳細は後述)。   Thereafter, in step S120, the calculation unit 32 performs acceleration FFT analysis on the acceleration data that has undergone the window function processing in step S119, and performs body motion mode determination and correction coefficient setting using the results (details will be described later). ). In step S121, the calculation unit 32 uses the result of step S120 to perform pulse wave FFT analysis on the pulse wave data (that is, the analysis target data string in the pulse wave data) that has undergone the window function processing of step S119. B3 is executed (details will be described later).

ステップS121の脈波FFT解析B3を終えると、ステップS122へ進む。ステップS122において、A/D変換部31及び36により、新たにPRB個分の脈波データ及びPRB個分の加速度データが取り込まれた後、ステップS119に戻る。新たに取り込まれた脈波データ及び加速度データはメモリ33に保存される。この際、メモリ33に保存されている脈波データの内、より古くから保存されているPRB個分の脈波データをメモリ33から削除しても良い。加速度データについても同様である。When the pulse wave FFT analysis B3 in step S121 is completed, the process proceeds to step S122. In step S122, the A / D converter 31 and 36, after the new PR B-number fraction of the pulse wave data, and PR B-number fraction of the acceleration data is captured, the flow returns to step S119. Newly captured pulse wave data and acceleration data are stored in the memory 33. In this case, among the pulse wave data stored in the memory 33, the PR B-number fraction of the pulse wave data stored from older may be deleted from the memory 33. The same applies to the acceleration data.

脈波FFT解析の解析条件は、脈波FFT解析B1、B2及びB3間で共通である。脈波FFT解析B1、B2及びB3において、周波数fLL及びfHHは、夫々、例えば、0.635Hz及び4.0Hzである。The analysis conditions of the pulse wave FFT analysis are common among the pulse wave FFT analysis B1, B2, and B3. In the pulse wave FFT analysis B1, B2, and B3, the frequencies f LL and f HH are, for example, 0.635 Hz and 4.0 Hz, respectively.

――脈波FFT解析B1、B2――
脈波FFT解析B1、B2は、夫々、第1実施形態における脈波FFT解析A1、A2と同じものである。尚、第2実施形態においては、“cy”は、脈波FFT解析B1、B2及びB3の全実行回数を表すものと解される。
--Pulse wave FFT analysis B1, B2--
The pulse wave FFT analyzes B1 and B2 are the same as the pulse wave FFT analyzes A1 and A2 in the first embodiment, respectively. In the second embodiment, “cy” is understood to represent the total number of executions of the pulse wave FFT analysis B1, B2, and B3.

――加速度FFT解析を介した体動モード判定&補正係数設定――
加速度FFT解析を伴うステップS120の処理を説明する。図18を参照する。ステップS120の処理は、ステップS131〜S134の処理を含む。まずステップS131において、演算部32は、窓関数処理を経た加速度データに対してFFTを適用することで、加速度信号のパワースペクトルを算出する。加速度信号のパワースペクトルは、加速度信号の第1〜第m要素帯域の夫々におけるPSD値を情報として含んでいる。続くステップS132において、演算部32は、ステップS131で求めた複数のPSD値の総和PSDSUMを求める。総和PSDSUMは、加速度信号の第1〜第m要素帯域における計m個のPSD値の総和であっても良いし、加速度信号の特定帯域における複数のPSD値の総和であっても良い。特定帯域は、第1〜第m要素帯域の全帯域の一部である。生体2の動き方にも依存するが、生体2の動きが激しくなるほど総和PSDSUMは増大する。
-Body motion mode determination and correction coefficient setting through acceleration FFT analysis-
The process of step S120 accompanied by acceleration FFT analysis will be described. Please refer to FIG. The process of step S120 includes the processes of steps S131 to S134. First, in step S131, the calculation unit 32 calculates the power spectrum of the acceleration signal by applying FFT to the acceleration data that has undergone the window function processing. The power spectrum of the acceleration signal includes PSD values in the first to m-th element bands of the acceleration signal as information. In subsequent step S132, the calculation unit 32 calculates a total PSD SUM of the plurality of PSD values calculated in step S131. The total PSD SUM may be a total of a total of m PSD values in the first to m-th element bands of the acceleration signal, or may be a total of a plurality of PSD values in a specific band of the acceleration signal. The specific band is a part of the entire band of the first to mth element bands. Although depending on how the living body 2 moves, the total PSD SUM increases as the movement of the living body 2 increases.

そしてステップS133において、演算部32は、総和PSDSUMに基づき体動モードmodeを設定する。具体的には、総和PSDSUMが所定の閾値THPSDSUMより小さいとき、演算部32は、生体2が静止している又は生体2の動きが小さいと判断して“mode”に1を設定し、総和PSDSUMが当該閾値THPSDSUM以上であるとき、生体2が活動していると判断して“mode”に2を設定する。In step S133, the calculation unit 32 sets the body movement mode mode based on the total PSD SUM . Specifically, when the total PSD SUM is smaller than a predetermined threshold TH PSDSUM , the calculation unit 32 determines that the living body 2 is stationary or the movement of the living body 2 is small, and sets “mode” to 1. When the total PSD SUM is equal to or greater than the threshold value TH PSDSUM , it is determined that the living body 2 is active, and “mode” is set to 2.

一方、ステップS134において、演算部32は、要素帯域ごとに加速度データのPSD値を所定の閾値THPSDと比較し、要素帯域ごとに、PSD値が閾値THPSD以上なら補正係数に第1補正値を設定する一方でPSD値が閾値THPSD未満なら補正係数に第2補正値を設定する。第1及び第2補正値は共に任意の正の所定値であるが、第1補正値は第2補正値よりも小さい。第2補正値は1より大きくても構わない。例えば、第2補正値が1.0であるとき、第1補正値を、0.1〜0.01の範囲内から選べば良い。ここでは、第1補正値は0.1であり、第2補正値は1.0であるとする。第i要素帯域に対して設定された補正係数を“KCi”にて表す。On the other hand, in step S134, the calculation unit 32 compares the PSD value of the acceleration data for each element band with a predetermined threshold value TH PSD, and if the PSD value is equal to or greater than the threshold value TH PSD for each element band, the first correction value is used as the correction coefficient. On the other hand, if the PSD value is less than the threshold value TH PSD , the second correction value is set as the correction coefficient. Both the first and second correction values are arbitrary positive predetermined values, but the first correction value is smaller than the second correction value. The second correction value may be larger than 1. For example, when the second correction value is 1.0, the first correction value may be selected from a range of 0.1 to 0.01. Here, it is assumed that the first correction value is 0.1 and the second correction value is 1.0. The correction coefficient set for the i-th element band is represented by “KC i ”.

尚、補正係数の設定を複数の要素帯域ごとに行うようにしても良い。例えば、2つの要素帯域ごとに補正係数の設定を行う場合、加速度データにおける第i及び第(i+1)要素帯域のPSD値の合計を所定の閾値THPSDと比較し、その合計が閾値THPSD以上なら補正係数KCi及びKCi+1に第1補正値(0.1)を設定し、そうでないなら、補正係数KCi及びKCi+1に第2補正値(1.0)を設定すれば良い。The correction coefficient may be set for each of a plurality of element bands. For example, when the correction coefficient is set for each of the two element bands, the sum of the PSD values of the i-th and (i + 1) -th element bands in the acceleration data is compared with a predetermined threshold TH PSD, and the sum is equal to or greater than the threshold TH PSD. Nara sets the first correction value in the correction coefficient KC i and KC i + 1 (0.1), if not, set the second correction value (1.0) in the correction coefficient KC i and KC i + 1 It ’s fine.

――脈波FFT解析B3(図19)――
図19を参照し、脈波FFT解析B3について説明する。脈波FFT解析B3は、ステップS141〜S146の処理から成る。ステップS141において、演算部32は、窓関数処理を経た最新の脈波データ(即ち、脈波データ中の解析対象データ列)に対してFFTを適用することで、脈波信号のパワースペクトルを算出する。
--Pulse wave FFT analysis B3 (Figure 19)-
The pulse wave FFT analysis B3 will be described with reference to FIG. The pulse wave FFT analysis B3 includes the processes of steps S141 to S146. In step S141, the arithmetic unit 32 calculates the power spectrum of the pulse wave signal by applying FFT to the latest pulse wave data (that is, the analysis target data string in the pulse wave data) that has undergone the window function processing. To do.

次にステップS142において、演算部32は、ステップS134(図18参照)で設定された補正係数KC1〜KCmを用いて、ステップS141で算出したパワースペクトルを補正することで、補正パワースペクトルを算出する。第1実施形態と同様、脈波信号に関する補正前のパワースペクトルを原パワースペクトルと呼ぶ。但し、第2実施形態における補正パワースペクトルは、第1実施形態と異なり、補正係数に基づき算出されたものを指す。補正係数に基づく補正では、要素帯域ごとに、対応する補正係数を原パワースペクトルのPSD値に乗じることで補正パワースペクトルを得る。つまり、任意の整数iに関し、補正パワースペクトルの第i要素帯域のPSD値は、原パワースペクトルの第i要素帯域のPSD値と補正係数KCiとの積である。このような補正により、体動の加速度が大きい帯域、即ち、体動ノイズが多く混入していると予想される帯域において、脈波信号のPSD値が減衰せしめられる。この減衰補正の様子を図20に示す。パワースペクトル410は加速度信号のパワースペクトルの例であり、パワースペクトル420及び420cは、夫々、原パワースペクトル及び補正パワースペクトルの例である(図20を参照した説明は後にも設けられる)。Next, in step S142, the computing unit 32 corrects the power spectrum calculated in step S141 by using the correction coefficients KC 1 to KC m set in step S134 (see FIG. 18), thereby obtaining a corrected power spectrum. calculate. As in the first embodiment, the power spectrum before correction related to the pulse wave signal is referred to as an original power spectrum. However, unlike the first embodiment, the correction power spectrum in the second embodiment refers to the one calculated based on the correction coefficient. In the correction based on the correction coefficient, the correction power spectrum is obtained by multiplying the PSD value of the original power spectrum by the corresponding correction coefficient for each element band. That is, for an arbitrary integer i, the PSD value of the i-th element band of the corrected power spectrum is the product of the PSD value of the i-th element band of the original power spectrum and the correction coefficient KC i . By such correction, the PSD value of the pulse wave signal is attenuated in a band where the acceleration of body movement is large, that is, a band where a lot of body movement noise is expected to be mixed. The state of this attenuation correction is shown in FIG. The power spectrum 410 is an example of the power spectrum of the acceleration signal, and the power spectra 420 and 420c are examples of the original power spectrum and the corrected power spectrum, respectively (the description with reference to FIG. 20 will be provided later).

次にステップS143において、演算部32は、体動モードmodeに基づき検索対象帯域を設定する。検索対象帯域の意義は第1実施形態で述べた通りであり、周波数F[cy]の導出に用いる検索対象帯域は、周波数F[cy−1]を内包し且つ所定の帯域幅を有する。modeが“1”である時と“2”である時とで、検索対象帯域は互いに異なる。具体的には、図21の(a)欄及び(b)欄に示す如く、“mode”が静止モードに対応する“1”であるとき、周波数“F[cy−1]−7R”及び“F[cy−1]+7R”を、夫々、検索対象帯域の下限及び上限に設定する一方、“mode”が活動モードに相当する“2”であるとき、周波数“F[cy−1]−1R”及び“F[cy−1]+13R”を、夫々、検索対象帯域の下限及び上限に設定する。このような数値は、勿論例示であり、様々に変更できる。但し、mode=2であるとき、周波数F[cy]を求めるための検索対象帯域の中心は、周波数F[cy−1]よりも大きい。mode=1であるとき、周波数F[cy]を求めるための検索対象帯域の中心は、周波数F[cy−1]と一致していて良い。   Next, in step S143, the calculation unit 32 sets a search target band based on the body movement mode mode. The significance of the search target band is as described in the first embodiment, and the search target band used for deriving the frequency F [cy] includes the frequency F [cy-1] and has a predetermined bandwidth. The search target band is different between when the mode is “1” and when it is “2”. Specifically, as shown in the columns (a) and (b) of FIG. 21, when “mode” is “1” corresponding to the still mode, the frequencies “F [cy−1] -7R” and “ F [cy-1] + 7R "is set to the lower limit and upper limit of the search target band, respectively, while when" mode "is" 2 "corresponding to the active mode, the frequency" F [cy-1] -1R " "And" F [cy-1] + 13R "are set as the lower limit and the upper limit of the search target band, respectively. Such numerical values are, of course, examples, and can be variously changed. However, when mode = 2, the center of the search target band for obtaining the frequency F [cy] is larger than the frequency F [cy-1]. When mode = 1, the center of the search target band for obtaining the frequency F [cy] may coincide with the frequency F [cy-1].

続くステップS144にて、演算部32は、最新の脈波データに基づく補正パワースペクトルにおいて、周波数F[cy−1]を基準に設定した検索対象帯域内で、PSD値が最大となる要素帯域の周波数をPSD最大周波数F[cy]として検索及び特定する。   In subsequent step S144, the calculation unit 32 determines the element band having the maximum PSD value in the search target band set with the frequency F [cy-1] as a reference in the corrected power spectrum based on the latest pulse wave data. The frequency is searched and specified as the PSD maximum frequency F [cy].

その後、ステップS145において、演算部32は、周波数F[cy]を、“HR[y]=F[cy]×60”に従ってハートレート値HR[cy]に変換し、F[cy]及びHR[cy]をメモリ33に保存する。更にその後、ステップS146において、演算部32は、ハートレート値の移動平均値HRAVE[cy]を求めてメモリ33に保存する。移動平均値HRAVE[cy]の導出方法は上述した通りである。Thereafter, in step S145, the calculation unit 32 converts the frequency F [cy] into a heart rate value HR [cy] according to “HR [y] = F [cy] × 60”, and F [cy] and HR [ cy] is stored in the memory 33. Thereafter, in step S146, the calculation unit 32 obtains a moving average value HR AVE [cy] of the heart rate value and stores it in the memory 33. The method for deriving the moving average value HR AVE [cy] is as described above.

[体動モード判定に応じた、検索対象帯域可変設定の意義]
第1実施形態と同様、第2実施形態でも、各回の心拍数を、帯域制限を適用した状態で導出する。つまり、今回の心拍数(HR[cy])を、前回導出した心拍数(HR[cy−1])を内包し且つ所定の大きさを持った数値範囲内で検索し導出する。上述の動作例では、当該探索を“Hz”を単位とした周波数領域上で実行しており、図19の検索対象帯域の単位を“bpm”に変換したものが当該数値範囲に相当する。より具体的には、今回の心拍数(HR[cy])を導出するための脈波信号に基づくパワースペクトルにおいて、上記数値範囲内に対応する検索対象帯域を設定し、検索対象帯域内でPSD値が最大となる周波数をF[cy]として同定することにより今回の心拍数(HR[cy])を導出する。生体2の心拍数の短時間における変化量は限られており、今回の心拍数が前回の心拍数と大きくかけ離れているとは考えにくい。そこで、上記の如く検索対象帯域内で最大PSD値を探索するようにする。これにより、心拍数導出に対するノイズの影響を低減することができる。
[Significance of variable search target band setting according to body movement mode determination]
Similar to the first embodiment, in the second embodiment, the heart rate of each time is derived in a state where band limitation is applied. That is, the current heart rate (HR [cy]) is retrieved and derived within a numerical range including the heart rate (HR [cy-1]) derived previously and having a predetermined magnitude. In the above-described operation example, the search is performed in the frequency domain with “Hz” as a unit, and the unit of the search target band in FIG. 19 converted to “bpm” corresponds to the numerical range. More specifically, in the power spectrum based on the pulse wave signal for deriving the current heart rate (HR [cy]), a search target band corresponding to the above numerical range is set, and PSD within the search target band is set. By identifying the frequency with the maximum value as F [cy], the current heart rate (HR [cy]) is derived. The amount of change in the heart rate of the living body 2 in a short time is limited, and it is unlikely that the current heart rate is significantly different from the previous heart rate. Therefore, the maximum PSD value is searched for within the search target band as described above. Thereby, the influence of noise on heart rate derivation can be reduced.

但し、第2実施形態では、上記数値範囲(即ち検索対象帯域)を、加速度信号に基づく体動モードmodeの設定を介して、動的に可変設定する。“mode”を1に設定することは、生体2の動き状態が動き状態MSAに属すると分類判定することに相当し、“mode”を2に設定することは、生体2の動き状態が動き状態MSBに属すると分類判定することに相当する。動き状態MSAは、生体2の動きが無い状態を含み、生体2が比較的小さく動いている状態を含みうる。動き状態MSBは、生体2が動いている状態を含み、少なくとも、動き状態MSBにおける生体2の動きの大きさは動き状態MSAにおける生体2の動きの大きさよりも大きい。生体2の動きの大きさは、例えば、上記の総和PSDSUMとして評価される。However, in the second embodiment, the numerical value range (that is, the search target band) is dynamically variably set through the setting of the body motion mode mode based on the acceleration signal. Setting “mode” to 1 corresponds to classifying that the movement state of the living body 2 belongs to the movement state MS A , and setting “mode” to 2 indicates that the movement state of the living body 2 is moving. This corresponds to classification determination as belonging to the state MS B. The motion state MS A includes a state where the living body 2 is not moving, and may include a state where the living body 2 is moving relatively small. The movement state MS B includes a state in which the living body 2 is moving, and at least the magnitude of the movement of the living body 2 in the movement state MS B is larger than the magnitude of the movement of the living body 2 in the movement state MS A. The magnitude | size of the motion of the biological body 2 is evaluated as said total PSD SUM , for example.

そして、今回の心拍数(HR[cy])を導出する際に動き状態が動き状態MSBであると判定されたとき、即ち“mode=2”であるとき、今回の心拍数(HR[cy])を導出するための検索対象帯域の中心を、前回導出した心拍数の周波数(F[cy−1])よりも大きくするオフセット処理を行う(図21の(b)欄を参照)。“mode=2”であるとき、生体2の活動により心拍数が増加傾向にあることが予想されるため、検索対象帯域を高域側にシフトすることにより、より妥当な心拍数検出が見込める(真の心拍数の周波数が検索対象帯域外に存在するような状況の発生が回避される)。尚、上述のオフセット処理は、前回導出した心拍数(HR[cy−1])が所定心拍数以下の場合に限って実施されるものであっても良い。この所定心拍数は例えば120bpmである(勿論、120bpm以外にすることも可能である)。When it is determined that the motion state is the motion state MS B when deriving the current heart rate (HR [cy]), that is, when “mode = 2”, the current heart rate (HR [cy] ]) Is performed to make the center of the search target band for deriving larger than the frequency (F [cy-1]) of the heart rate derived previously (see the column (b) in FIG. 21). When “mode = 2”, it is expected that the heart rate tends to increase due to the activity of the living body 2, so that a more appropriate heart rate detection can be expected by shifting the search target band to the high frequency side ( Avoids situations where the true heart rate frequency is outside the search band). Note that the above-described offset processing may be performed only when the previously derived heart rate (HR [cy-1]) is equal to or less than a predetermined heart rate. The predetermined heart rate is, for example, 120 bpm (of course, other than 120 bpm can be used).

一方、“mode=1”であるとき、心拍数の変動は少ないことが予想されるため、今回の心拍数(HR[cy])を導出するための検索対象帯域の中心を、前回導出した心拍数の周波数(F[cy−1])と一致させる良い(図21の(a)欄を参照)。   On the other hand, when “mode = 1”, the fluctuation of the heart rate is expected to be small, so the center of the search target band for deriving the current heart rate (HR [cy]) is the heart rate derived previously. It is good to make it coincide with the number of frequencies (F [cy-1]) (see column (a) in FIG. 21).

但し、第1時刻において動き状態が動き状態MSBであると判定され、その後の第2時刻において動き状態が動き状態MSBから動き状態MSAに切り替わったとき、演算部32は、第2時刻を起点とし且つ所定の時間長を有する特定期間を設けるようにしても良い。特定期間では、今回の心拍数(HR[cy])を導出するための検索対象帯域の中心が、前回導出した心拍数の周波数(F[cy−1])よりも小さくされる。例えば、特定期間においては、周波数“F[cy−1]−8R”及び“F[cy−1]+4R”を、夫々、検索対象帯域の下限及び上限に設定して良い。特定期間中は、生体2の活動停止に伴って心拍数が減少傾向にあることが予想されるためであり、検索対象帯域を低域側にシフトすることにより、より妥当な心拍数検出が見込める。特定期間は、第2時刻における心拍数HR[cy]が所定値(例えば、110bpm)以上である場合に限って設定されるものであっても良い。心拍数HR[cy]が比較的少ない状態において体動が停止したとしても(即ち例えば、ほんの少し運動してから止まったような状態では)、時間経過に伴う心拍数低下は殆ど生じないことが予想されるからである。However, when it is determined that the motion state is the motion state MS B at the first time and the motion state is switched from the motion state MS B to the motion state MS A at the second time thereafter, the calculation unit 32 performs the second time A specific period having a predetermined time length as a starting point may be provided. In the specific period, the center of the search target band for deriving the current heart rate (HR [cy]) is made smaller than the previously derived heart rate frequency (F [cy-1]). For example, in the specific period, the frequencies “F [cy−1] −8R” and “F [cy−1] + 4R” may be set as the lower limit and the upper limit of the search target band, respectively. This is because the heart rate is expected to decrease as the activity of the living body 2 stops during the specific period, and a more appropriate heart rate detection can be expected by shifting the search target band to the low frequency side. . The specific period may be set only when the heart rate HR [cy] at the second time is a predetermined value (for example, 110 bpm) or more. Even if the body motion stops in a state where the heart rate HR [cy] is relatively small (that is, in a state where it stops after only a little exercise, for example), there is almost no decrease in the heart rate over time. Because it is expected.

尚、生体2の動き状態が動き状態MSBに属するとき、生体2の動き状態を更に複数の動き状態に細分化しても良い。例えば、演算部32は、“THPSDSUM<PSDSUM≦TH2PSDSUM”の成立時には、生体2の動き状態が動き状態MSB1に属すると判定してmodeに“2”を設定する一方で、“TH2PSDSUM<PSDSUM”の成立時には、生体2の動き状態が動き状態MSB2に属すると判定してmodeに“3”を設定する(但し、所定の閾値TH2PSDSUMは閾値THPSDSUMより大きい)。動き状態MSB1及びMSB2は共に動き状態MSBに属するが、動き状態MSB2の方が動き状態MSB1よりも生体の動きの大きさが大きい。そして、“mode=3”であるとき、今回の心拍数(HR[cy])を導出するための検索対象帯域の中心を、“mode=2”であるときのそれよりも高くすると良い。When the movement state of the living body 2 belongs to the movement state MS B , the movement state of the living body 2 may be further subdivided into a plurality of movement states. For example, when “TH PSDSUM <PSD SUM ≦ TH2 PSDSUM ” is established, the calculation unit 32 determines that the movement state of the living body 2 belongs to the movement state MS B1 and sets “2” in the mode, while “TH2 When PSDSUM <PSD SUM ”is satisfied, it is determined that the movement state of the living body 2 belongs to the movement state MS B2 and“ 3 ”is set in the mode (however, the predetermined threshold value TH2 PSDSUM is larger than the threshold value TH PSDSUM ). Both the movement states MS B1 and MS B2 belong to the movement state MS B , but the movement state MS B2 has a larger magnitude of movement of the living body than the movement state MS B1 . When “mode = 3”, the center of the search target band for deriving the current heart rate (HR [cy]) is preferably set higher than that when “mode = 2”.

[帯域制限の一時停止]
検索対象帯域を用いた帯域制限は心拍数の検出精度向上に寄与するものの、一度、不適切な検索対象帯域を設定してしまうと、心拍数の真値検出が困難な状況が長時間継続するおそれもある。不適切な検索対象帯域の設定は生体2の活動中に起こりやすい。一方、生体2の静止中には、図12の(b)欄に示すような体動ノイズの少ない脈波信号が得られるため、帯域制限を設けなくても、各回の脈波信号に基づき十分に信頼性の高い心拍数検出が可能である。
[Pause bandwidth limit]
Although bandwidth limitation using the search target band contributes to improving the accuracy of heart rate detection, once an inappropriate search target band is set, it is difficult to detect the true value of the heart rate for a long time. There is also a fear. Inappropriate setting of the search target band is likely to occur during the activity of the living body 2. On the other hand, since the pulse wave signal with less body movement noise as shown in the column (b) of FIG. 12 is obtained while the living body 2 is stationary, it is sufficient based on the pulse wave signal of each time without providing a band limitation. Highly reliable heart rate detection is possible.

そこで、第1時刻において動き状態が動き状態MSBであると判定され、その後の第2時刻において動き状態が動き状態MSBから動き状態MSAに切り替わったとき、図22に示す如く、演算部32は、第2時刻を起点とし且つ所定の時間長を有する停止期間を設けるようにしても良い(但し、第1時刻では帯域制限が実行されていたものとする)。停止期間では、上述の帯域制限の実行が停止され、図8の脈波FFT解析A1と同じ脈波FFT解析B1を実行することで、PSD最大周波数F[cy]及びハートレート値HR[cy]を求める(つまり、検索対象帯域に依存せずにF[cy]及びHR[cy]が求められる)。そして、停止期間の終了後は、停止期間中に求めたPSD最大周波数を用いて、検索対象帯域の設定を介した帯域制限を再開する。これにより、生体2の活動停止を契機に検索対象帯域が見直され、不適切な検索対象帯域の設定が長時間継続することが抑制される。Therefore, when it is determined that the motion state is the motion state MS B at the first time and the motion state is switched from the motion state MS B to the motion state MS A at the second time thereafter, as shown in FIG. 32 may be provided with a stop period starting from the second time and having a predetermined length of time (provided that band limitation is performed at the first time). In the stop period, execution of the above-described band limitation is stopped, and by executing the same pulse wave FFT analysis B1 as the pulse wave FFT analysis A1 in FIG. 8, the PSD maximum frequency F [cy] and the heart rate value HR [cy] (That is, F [cy] and HR [cy] are obtained without depending on the search target band). Then, after the stop period ends, band limitation via the setting of the search target band is resumed using the PSD maximum frequency obtained during the stop period. Thereby, the search target band is reviewed when the activity of the living body 2 is stopped, and the setting of an inappropriate search target band is suppressed for a long time.

単純には例えば、停止期間の時間長が脈波FFT解析の実行間隔(図5の(c)欄を参照)と同じである場合において、停止期間中にPSD最大周波数F[cy−1]として周波数FSTOP1が求められた場合、停止期間終了直後の検索対象帯域の中心を周波数FSTOP1に設定し、その設定状態で脈波FFT解析B2又はB3の繰り返し実行を再開すれば良い。停止期間の時間長が脈波FFT解析の実行間隔の2倍以上である場合、停止期間中に求めた複数のPSD最大周波数に基づき停止期間終了直後の検索対象帯域の中心を設定し、その設定状態で脈波FFT解析B2又はB3の繰り返し実行を再開すれば良い。例えば、複数のPSD最大周波数の平均を、停止期間終了直後の検索対象帯域の中心に設定して良い。Simply, for example, when the time length of the stop period is the same as the execution interval of the pulse wave FFT analysis (see the column (c) in FIG. 5), the PSD maximum frequency F [cy-1] is set during the stop period. When the frequency F STOP1 is obtained, the center of the search target band immediately after the end of the stop period is set to the frequency F STOP1, and the repeated execution of the pulse wave FFT analysis B2 or B3 may be resumed in the set state. When the duration of the stop period is more than twice the execution interval of the pulse wave FFT analysis, the center of the search target band immediately after the stop period ends is set based on the plurality of PSD maximum frequencies obtained during the stop period, and the setting The repeated execution of the pulse wave FFT analysis B2 or B3 may be resumed in the state. For example, an average of a plurality of PSD maximum frequencies may be set at the center of the search target band immediately after the stop period ends.

或いは例えば、以下のような方法を用いても良い。即ち、停止期間直前に求められたPSD最大周波数が周波数FA0である場合において、停止期間中に求められた1回目のPSD最大周波数が周波数FA1であるとき、演算部32は、周波数FA0及びFA1の差DIF01を所定の差分閾値と比較する。そして、その差DIF01が差分閾値未満であるならば、停止期間を直ちに終了して、周波数FA0若しくはFA1又はそれらの平均値を停止期間終了直後の検索対象帯域の中心に設定し、その設定状態で脈波FFT解析B2又はB3の繰り返し実行を再開する。差DIF01が差分閾値以上であるならば、停止期間を終了させずに、停止期間中における2回目のPSD最大周波数を周波数FA2として求めて、周波数FA1及びFA2の差DIF12を所定の差分閾値と比較する。差DIF12が差分閾値未満であるならば、停止期間を直ちに終了して、周波数FA1若しくはFA2又はそれらの平均値を停止期間終了直後の検索対象帯域の中心に設定し、その設定状態で脈波FFT解析B2又はB3の繰り返し実行を再開する。差DIF12が差分閾値以上になることは考えにくいが、仮に、差DIF12が差分閾値以上であったならば、停止期間中に連続して求めた2つのPSD最大周波数の差又は停止期間中に連続して求めた2以上のPSD最大周波数の最大差が差分閾値以下になるまで停止期間を継続し、差分閾値以下の差又は最大差が得られた時点で停止期間を終了すると良い。この場合、停止期間の終了直前に求められた1つのPSD最大周波数、又は、停止期間の終了直前に求められた2以上のPSD最大周波数の平均値を、停止期間終了直後の検索対象帯域の中心に設定し、その設定状態で脈波FFT解析B2又はB3の繰り返し実行を再開すれば良い。Alternatively, for example, the following method may be used. That is, in the case where the PSD maximum frequency obtained immediately before the stop period is the frequency F A0 , when the first PSD maximum frequency obtained during the stop period is the frequency F A1 , the calculation unit 32 calculates the frequency F A0. And the difference DIF 01 of F A1 is compared with a predetermined difference threshold value. If the difference DIF 01 is less than the difference threshold, the stop period is immediately ended, and the frequency F A0 or F A1 or an average value thereof is set at the center of the search target band immediately after the stop period ends. Repetitive execution of pulse wave FFT analysis B2 or B3 is resumed in the set state. If the difference DIF 01 is equal to or greater than the difference threshold, the second PSD maximum frequency during the stop period is determined as the frequency F A2 without ending the stop period, and the difference DIF 12 between the frequencies F A1 and F A2 is determined as a predetermined value. Compare with the difference threshold. If the difference DIF 12 is less than the difference threshold value, the stop period is immediately ended, and the frequency F A1 or F A2 or an average value thereof is set at the center of the search target band immediately after the stop period ends. The repeated execution of the pulse wave FFT analysis B2 or B3 is resumed. It is unlikely that the difference DIF 12 is equal to or greater than the difference threshold, but if, if the difference DIF 12 is equal to or more than the difference threshold value, in the difference or the stop period of the two PSD maximum frequency determined continuously during the stop period The stop period is continued until the maximum difference between the two or more PSD maximum frequencies obtained continuously is equal to or less than the difference threshold, and the stop period is ended when a difference or maximum difference equal to or less than the difference threshold is obtained. In this case, one PSD maximum frequency obtained immediately before the end of the stop period or an average value of two or more PSD maximum frequencies obtained immediately before the end of the stop period is used as the center of the search target band immediately after the stop period ends. And repeated execution of the pulse wave FFT analysis B2 or B3 may be resumed in the set state.

[補正係数によるパワースペクトル補正の意義]
また、第2実施形態では、加速度信号のパワースペクトルにおいて、PSD値が閾値THPSD以上になっている要素帯域に対して第2補正値を持つ補正係数が設定される(図18のステップS134参照)。加速度信号のパワースペクトルにおいて、PSD値が閾値THPSD以上になっている各要素帯域は減衰対象帯域に属すると考えられる。演算部32は、図18のステップS134にて減衰対象帯域を特定した後、脈波信号の原パワースペクトルにおいて減衰対象帯域内のPSD値を減衰させることで補正パワースペクトルを得ている(図19のステップS142参照)。そして、補正パワースペクトルにおいて、上記数値範囲内に対応する検索対象帯域を設定し、検索対象帯域内でPSD値が最大となる周波数をF[cy]として同定することにより今回の心拍数(HR[cy])を導出する。
[Significance of power spectrum correction by correction coefficient]
In the second embodiment, in the power spectrum of the acceleration signal, a correction coefficient having a second correction value is set for an element band whose PSD value is equal to or greater than the threshold value TH PSD (see step S134 in FIG. 18). ). In the power spectrum of the acceleration signal, each element band whose PSD value is equal to or greater than the threshold value TH PSD is considered to belong to the attenuation target band. After specifying the attenuation target band in step S134 of FIG. 18, the calculation unit 32 obtains a corrected power spectrum by attenuating the PSD value in the attenuation target band in the original power spectrum of the pulse wave signal (FIG. 19). Step S142). Then, in the corrected power spectrum, a search target band corresponding to the above numerical range is set, and the frequency at which the PSD value is maximum in the search target band is identified as F [cy], whereby the current heart rate (HR [ cy]).

減衰対象帯域は体動の加速度が大きい帯域、即ち、脈波信号に体動ノイズが多く混入していると予想される帯域である。上記のような補正係数を用いた減衰補正により、図20に示す如く、脈波信号に混入した体動ノイズが減少せしめられて補正パワースペクトル420cが得られる。補正パワースペクトル420cを用いてPSD最大周波数F[cy]を同定するようにすれば、体動ノイズの影響が軽減された精度の高い心拍数検出が可能である。   The attenuation target band is a band where the acceleration of body movement is large, that is, a band where a lot of body movement noise is expected to be mixed in the pulse wave signal. By the attenuation correction using the correction coefficient as described above, as shown in FIG. 20, body motion noise mixed in the pulse wave signal is reduced, and a corrected power spectrum 420c is obtained. If the PSD maximum frequency F [cy] is identified using the corrected power spectrum 420c, it is possible to detect a heart rate with high accuracy with reduced influence of body motion noise.

尚、加速度信号の各要素帯域のPSD値に応じて補正係数を3段階以上に設定しても良い。つまり例えば、図18のステップS134において、演算部32は、要素帯域ごとに、PSD値が所定閾値THPSD以上なら補正係数に所定値VAL1(例えば0.1)を設定し、PSD値が閾値THPSD未満であるが所定閾値TH2PSD以上なら補正係数に所定値VAL2(例えば0.5)を設定し、PSD値が閾値TH2PSD未満なら補正係数に所定値VAL3(例えば1.0)を設定するようにしても良い。ここで、THPSD>TH2PSD、且つ、VAL1<VAL2<VAL3、である。It should be noted that the correction coefficient may be set in three or more steps according to the PSD value of each element band of the acceleration signal. That is, for example, in step S134 of FIG. 18, for each element band, the arithmetic unit 32 sets a predetermined value VAL 1 (for example, 0.1) as the correction coefficient if the PSD value is equal to or greater than the predetermined threshold TH PSD , and the PSD value is the threshold value. If the value is less than TH PSD but greater than or equal to a predetermined threshold value TH2 PSD , a predetermined value VAL 2 (for example, 0.5) is set as the correction coefficient. If the PSD value is less than the threshold value TH2 PSD , the predetermined value VAL 3 (for example, 1.0) May be set. Here, TH PSD > TH2 PSD and VAL 1 <VAL 2 <VAL 3 .

また、上述の動作例では、加速度データを脈波FFT解析B3においてのみ利用しているが、加速度データを脈波FFT解析B2にも利用するようにしても良い。この場合、図17のステップS113及びS114にて、脈波データと同様の補完処理及び窓関数処理を加速度データに対しても実行し、ステップS117にて、脈波FFT解析B2の代わりにステップS120及びS121の処理を実行すればよい。   In the above operation example, the acceleration data is used only in the pulse wave FFT analysis B3. However, the acceleration data may be used also in the pulse wave FFT analysis B2. In this case, in steps S113 and S114 of FIG. 17, the same complementary processing and window function processing as those of the pulse wave data are also performed on the acceleration data. In step S117, instead of the pulse wave FFT analysis B2, step S120 is performed. And S121 may be executed.

[実験結果など]
図23及び図24に、被験者を用いた実験結果の例を示す。波形441〜443を含むグラフ440(図23の(a)欄)、波形451〜453を含むグラフ450(図23の(b)欄)、波形461〜463を含むグラフ460(図24の(a)欄)、波形471〜473を含むグラフ470(図24の(b)欄)は、夫々、実験E2A、E2B、E2C、E2Dの結果を表している。各実験では、被験者が静止している2つの区間中に一定区間だけ被験者を歩行又は走行させた。被験者の歩行又は走行速度は、実験E2A、E2B、E2C、E2Dにおいて、夫々、時速6、8、10、12kmである。破線波形441、451、461、471は、市販の胸ベルト装着型心拍計を用いた、真値とみなせる心拍数の測定結果を表す。実線波形442、452、462、472は、脈波センサ1による心拍数の測定結果(HRAVE[cy]の時系列データ)を表す。一点鎖線波形443、453、463、473は、従来のピーク解析方法を用いたときの測定結果である。
[Experimental results]
23 and 24 show examples of experimental results using subjects. Graph 440 including waveforms 441 to 443 (column (a) in FIG. 23), graph 450 including waveforms 451 to 453 (column (b) in FIG. 23), graph 460 including waveforms 461 to 463 ((a) in FIG. 24) ) Column) and graph 470 (column (b) in FIG. 24) including waveforms 471 to 473 represent the results of experiments E 2A , E 2B , E 2C , and E 2D , respectively. In each experiment, the subject walked or ran for a certain interval during the two intervals where the subject was stationary. The walking or running speed of the subject is 6, 8, 10, and 12 km / h in the experiments E 2A , E 2B , E 2C , and E 2D , respectively. Broken line waveforms 441, 451, 461, and 471 represent heart rate measurement results that can be regarded as true values using a commercially available chest belt-mounted heart rate monitor. Solid line waveforms 442, 452, 462, and 472 represent heart rate measurement results (HR AVE [cy] time-series data) by the pulse wave sensor 1. Dotted line waveforms 443, 453, 463, and 473 are measurement results obtained when a conventional peak analysis method is used.

図23及び図24に対応する実験では、歩行時においてすら、従来のピーク解析方法による測定結果が、体動ノイズの影響を受けて真値(胸ベルト装着型心拍計の測定結果)から大きくかけ離れている。これに対し、第2実施形態の脈波センサ1を用いると、様々な活動環境下で、胸ベルト装着型心拍計と相関のある測定結果が得られている。第1実施形態の方法を用いた場合、被験者によっては、脈波センサ1の測定心拍数と胸ベルト装着型心拍計との相関が薄れる可能性があるが、第2実施形態の方法を用いれば被験者に依存せず当該相関をより強固に確保できる。   In the experiment corresponding to FIG. 23 and FIG. 24, even when walking, the measurement result by the conventional peak analysis method is greatly different from the true value (measurement result of the chest belt type heart rate monitor) due to the influence of body motion noise. ing. On the other hand, when the pulse wave sensor 1 of the second embodiment is used, measurement results correlated with the chest belt-mounted heart rate monitor are obtained under various activity environments. When the method of the first embodiment is used, depending on the subject, the correlation between the measured heart rate of the pulse wave sensor 1 and the chest belt-mounted heart rate monitor may be weakened. However, if the method of the second embodiment is used, The correlation can be secured more firmly without depending on the subject.

尚、上述の動作例では、脈波FFT解析の実行回数cyが1回目のときにだけ脈波FFT解析B1を実行しているが、脈波FFT解析B1を複数回実行するようにしても良い。例えば、図17において、回数cyが1、2及び3回目である時の夫々においてステップS115からステップS116に進み、回数cyが4回目以降である状態でステップS115に至ったときにステップS117へ進むようにしても良い。この場合、1〜3回目のPSD最大周波数F[1]〜F[3]は脈波FFT解析B1で求められ、4回目のPSD最大周波数F[4]は脈波FFT解析B2で求められる。この際、周波数F[4]を求めるときの検索対象帯域の中心を、周波数F[1]〜F[3]に基づき定めればよい(当該定め方は第1実施形態で述べたものと同様)。   In the above operation example, the pulse wave FFT analysis B1 is executed only when the number of executions cy of the pulse wave FFT analysis is the first time. However, the pulse wave FFT analysis B1 may be executed a plurality of times. . For example, in FIG. 17, when the number of times cy is 1, 2, and 3, the process proceeds from step S115 to step S116, and when the number of times cy is the fourth time or later, the process proceeds to step S117. You may make it. In this case, the first to third PSD maximum frequencies F [1] to F [3] are obtained by the pulse wave FFT analysis B1, and the fourth PSD maximum frequency F [4] is obtained by the pulse wave FFT analysis B2. At this time, the center of the search target band for obtaining the frequency F [4] may be determined based on the frequencies F [1] to F [3] (the determination method is the same as that described in the first embodiment). ).

加速度FFT解析の解析条件は全て脈波FFT解析の解析条件と同じであって良いが、それらの解析条件の内、一部(例えば、サンプリング周波数)は互いに異なっていても良い。但し、それらの間で周波数分解能が異なっていると、要素帯域ごとの補正係数による補正(図19のステップS142)を行い難くなる。故に、加速度FFT解析の解析条件と脈波FFT解析の解析条件との間で、少なくとも周波数分解能は互いに同じにしておくと良い。周知の如く、FFTは、時間領域上の信号(即ち時間軸上のデータ列)を周波数領域上の信号に変換する時間/周波数変換処理の一種である。本発明において、時間/周波数変換処理は、FFTに属するものでなくても構わない。   The analysis conditions for the acceleration FFT analysis may all be the same as the analysis conditions for the pulse wave FFT analysis, but some of the analysis conditions (for example, the sampling frequency) may be different from each other. However, if the frequency resolution differs between them, it becomes difficult to perform correction (step S142 in FIG. 19) using a correction coefficient for each element band. Therefore, at least the frequency resolution should be the same between the analysis conditions for the acceleration FFT analysis and the analysis conditions for the pulse wave FFT analysis. As is well known, FFT is a type of time / frequency conversion processing for converting a signal on the time domain (that is, a data string on the time axis) into a signal on the frequency domain. In the present invention, the time / frequency conversion process does not have to belong to the FFT.

上述したように、A/D変換部36は加速度センサに内包されるものであって良い。この場合において、加速度センサ内のA/D変換部36のサンプリング周波数が加速度FFT解析の解析条件におけるサンプリング周波数より大きい場合、演算部32は、公知の周波数変換処理(間引き等)を利用して加速度FFT解析用の加速度データを得れば良い。   As described above, the A / D converter 36 may be included in the acceleration sensor. In this case, when the sampling frequency of the A / D conversion unit 36 in the acceleration sensor is larger than the sampling frequency in the analysis conditions of the acceleration FFT analysis, the calculation unit 32 uses a known frequency conversion process (such as thinning) to accelerate the acceleration. What is necessary is just to obtain acceleration data for FFT analysis.

<<第3実施形態>>
本発明の第3実施形態を説明する。第3実施形態で述べる技術は第1及び第2実施形態に適用される。
<< Third Embodiment >>
A third embodiment of the present invention will be described. The technique described in the third embodiment is applied to the first and second embodiments.

発光部11Aは、生体2に対して光を照射する発光素子(LED等)を有し、発光部11Aに含まれる発光素子の個数は1つでも良いし、2以上でも良い。受光部11Bは、発光部11Aが照射した光の内、生体2内を透過した光を受光する受光素子(フォトダイオード又はフォトトランジスタ)を有し、受光部11Bに含まれる受光素子の個数は1つでも良いし、2以上でも良い。   The light emitting unit 11A includes a light emitting element (such as an LED) that irradiates light to the living body 2, and the number of light emitting elements included in the light emitting unit 11A may be one or two or more. The light receiving unit 11B includes a light receiving element (photodiode or phototransistor) that receives light transmitted through the living body 2 out of the light emitted from the light emitting unit 11A, and the number of light receiving elements included in the light receiving unit 11B is one. It can be one or more.

望ましい光センサ部11の形態の1つを、図25に示す。図25の光センサ部11は、生体2と接触する装着面50と、装着面50に固定された1つの発光素子51及び4つの受光素子61〜64と、を有する。発光素子51は、緑色の光を出力するLEDであって発光部11Aを形成する。受光素子61〜64はフォトトランジスタであって受光部11Bを形成する。発光素子51は、受光素子61及び63の中心に位置すると共に、受光素子62及び64の中心に位置する。受光素子61及び63の各中心を結ぶ線と、受光素子62及び64の各中心を結ぶ線は、互いに直交する。発光素子51の中心と受光素子61〜64の中心との間の距離は互いに等しい。受光素子61〜64の夫々は、発光部11Aからの光に基づき生体2を透過又は反射した光を受光するものであって良い。   One desirable form of the optical sensor unit 11 is shown in FIG. The optical sensor unit 11 in FIG. 25 includes a mounting surface 50 that comes into contact with the living body 2, one light emitting element 51 and four light receiving elements 61 to 64 fixed to the mounting surface 50. The light emitting element 51 is an LED that outputs green light, and forms the light emitting unit 11A. The light receiving elements 61 to 64 are phototransistors and form the light receiving portion 11B. The light emitting element 51 is located at the center of the light receiving elements 61 and 63 and at the center of the light receiving elements 62 and 64. A line connecting the centers of the light receiving elements 61 and 63 and a line connecting the centers of the light receiving elements 62 and 64 are orthogonal to each other. The distance between the center of the light emitting element 51 and the center of the light receiving elements 61 to 64 is equal to each other. Each of the light receiving elements 61 to 64 may receive light transmitted or reflected through the living body 2 based on light from the light emitting unit 11A.

受光素子61が受光した光の量に応じた電流が受光素子61に流れる。受光素子62〜64についても同様である。このとき、光センサ部11は、受光素子61〜64に流れる電流の合計電流に基づき脈波信号を形成できる。このため、光センサ部11では、発光素子及び受光素子が夫々1つの光センサ部に比べて、信号強度を高めることができる。図25の構成から受光素子62及び64を削除することもできるし、図25の構成に対して更に他の受光素子を追加することもできる。何れにせよ、受光部11Bにおける複数の受光素子の間に、発光素子51を配置することが好ましい。   A current corresponding to the amount of light received by the light receiving element 61 flows through the light receiving element 61. The same applies to the light receiving elements 62 to 64. At this time, the optical sensor unit 11 can form a pulse wave signal based on the total current flowing through the light receiving elements 61 to 64. For this reason, in the optical sensor unit 11, the signal intensity can be increased as compared with the optical sensor unit in which the light emitting element and the light receiving element are each one. The light receiving elements 62 and 64 can be deleted from the configuration of FIG. 25, and other light receiving elements can be added to the configuration of FIG. In any case, it is preferable to arrange the light emitting element 51 between the plurality of light receiving elements in the light receiving unit 11B.

<<第4実施形態>>
先述の第2実施形態では、加速度信号に基づくパワースペクトル(以下では、加速度パワースペクトルと略称する)を算出し、その算出結果に応じて脈波信号のパワースペクトル(以下では、脈波パワースペクトルと略称する)を補正すると共に、心拍数HRの検索対象帯域(帯域制限範囲)を可変制御することにより、安静時だけでなく活動時においても心拍数HRを精度良く導出することができる旨を提案した。
<< Fourth Embodiment >>
In the second embodiment described above, a power spectrum based on an acceleration signal (hereinafter abbreviated as an acceleration power spectrum) is calculated, and a power spectrum of a pulse wave signal (hereinafter referred to as a pulse wave power spectrum) according to the calculation result. (Abbreviated)), and the heart rate HR can be accurately derived not only at rest but also during activity by variably controlling the search target band (band limitation range) of the heart rate HR. did.

なお、第2実施形態のアルゴリズムは、歩行時、ジョギング時、或いは、ランニング時など、脈波センサ部11が装着されている腕を比較的大きく振るような活動時(腕振運動時)の心拍数を検出する手法として有効である。   It should be noted that the algorithm of the second embodiment is a heart rate during an activity (arm swinging exercise) such as walking, jogging, or running, such as swinging a relatively large arm on which the pulse wave sensor unit 11 is worn. This is an effective technique for detecting numbers.

一方、本願の発明者は、さらなる鋭意研究の結果、リストロール時、リストカール時、キータイピンク時、或いは、エルゴメータ使用時など、あまり腕を振らない活動時(非腕振運動時)には、第2実施形態のアルゴリズムによる心拍数検出精度がやや低下するという知見を得た。   On the other hand, the inventor of the present application, as a result of further earnest research, during wrist roll, wrist curl, key tie pink, or when using an ergometer, such as during activities that do not swing the arm very much (during non-arm swing motion) The inventors have found that the heart rate detection accuracy according to the algorithm of the second embodiment is slightly lowered.

そこで、第4実施形態では、あまり腕を振らない活動時においても、心拍数HRを精度良く導出することのできる解析手法について提案する。   Therefore, the fourth embodiment proposes an analysis method that can accurately derive the heart rate HR even during an activity in which the arm is not shaken so much.

[フローチャート]
図26は、本発明の第4実施形態に係る解析動作の概略(全体像)を説明するためのフローチャートである。本実施形態の解析動作においても、先の第2実施形態と同じく、光センサ部11から得られる時系列データ(脈波データ)と体動センサ部17(例えば3軸加速度センサ)から得られる時系列データ(加速度データ)を用いて、安静時及び活動時の心拍数HRを算出するアルゴリズムが採用されている。なお、本フローの動作主体は、基本的に演算部32である。
[flowchart]
FIG. 26 is a flowchart for explaining the outline (overall image) of the analysis operation according to the fourth embodiment of the present invention. Also in the analysis operation of the present embodiment, as in the second embodiment, the time series data (pulse wave data) obtained from the optical sensor unit 11 and the body motion sensor unit 17 (for example, a triaxial acceleration sensor) are obtained. An algorithm for calculating a heart rate HR at rest and during activity using series data (acceleration data) is employed. Note that the operation subject of this flow is basically the calculation unit 32.

フローが開始されると、ステップS201において、脈波データ及び加速度データの蓄積が行われる。ここで蓄積された脈波データ及び加速度データは、ステップS202におけるFFT解析に供される。また、加速度データは、ステップS206におけるベクトル値V及び振幅変化総和Dの算出処理にも供される。なお、ステップS202とステップS206は、それぞれ並列に処理が進められる。   When the flow starts, accumulation of pulse wave data and acceleration data is performed in step S201. The accumulated pulse wave data and acceleration data are used for FFT analysis in step S202. The acceleration data is also used for the calculation process of the vector value V and the amplitude change sum D in step S206. Steps S202 and S206 are performed in parallel.

ステップS202では、同一の条件で脈波データ及び加速度データのFFT解析が行われて、脈波パワースペクトルと加速度パワースペクトルが各々算出される。FFT解析については、先に説明した通りであるので重複した説明は割愛する。ここで算出された脈波パワースペクトルは、ステップS205における補正脈波パワースペクトルの生成処理に供される。一方、加速度パワースペクトルは、ステップS203におけるピーク位置検出処理に供される。   In step S202, FFT analysis of pulse wave data and acceleration data is performed under the same conditions, and a pulse wave power spectrum and an acceleration power spectrum are calculated. Since the FFT analysis is as described above, redundant description is omitted. The pulse wave power spectrum calculated here is used for the correction pulse wave power spectrum generation process in step S205. On the other hand, the acceleration power spectrum is subjected to a peak position detection process in step S203.

ステップS203では、加速度パワースペクトルのピーク位置が検出される(詳細は後述)。その後、フローはステップS204に進められる。   In step S203, the peak position of the acceleration power spectrum is detected (details will be described later). Thereafter, the flow proceeds to step S204.

ステップS204では、加速度パワースペクトルのピーク位置に応じて体動ノイズ成分を減衰するための補正データが生成される(詳細は後述)。ここで生成された補正データは、ステップS205における補正脈波パワースペクトルの生成処理に供される。   In step S204, correction data for attenuating the body motion noise component according to the peak position of the acceleration power spectrum is generated (details will be described later). The correction data generated here is used for the correction pulse wave power spectrum generation process in step S205.

ステップS205では、脈波パワースペクトルに対する補正データの乗算処理が行われて補正脈波パワースペクトルが生成される(詳細は後述)。ここで生成された補正脈波パワースペクトルは、ステップS208における帯域制限処理に供される。   In step S205, the correction pulse wave power spectrum is generated by multiplying the pulse wave power spectrum by correction data (details will be described later). The corrected pulse wave power spectrum generated here is subjected to the band limiting process in step S208.

一方、ステップS206では、加速度データのベクトル値Vと振幅変化総和Dが算出される(詳細は後述)。その後、フローはステップS207に進められる。   On the other hand, in step S206, a vector value V of acceleration data and an amplitude change sum D are calculated (details will be described later). Thereafter, the flow proceeds to step S207.

ステップS207では、加速度データのベクトル値Vと振幅変化総和D(ないしは前回の心拍数HR)に応じて体動モードが判定される(詳細は後述)。ここでの判定結果は、ステップS208における帯域制限処理に供される。   In step S207, the body motion mode is determined according to the vector value V of the acceleration data and the amplitude change sum D (or the previous heart rate HR) (details will be described later). The determination result here is used for the band limiting process in step S208.

ステップS208では、補正脈波パワースペクトルに対して体動モードに応じた帯域制限が掛けられる(詳細は後述)。その後、フローはステップS209に進められる。   In step S208, the corrected pulse wave power spectrum is band-limited according to the body motion mode (details will be described later). Thereafter, the flow proceeds to step S209.

ステップS209では、帯域制限の掛けられた補正脈波パワースペクトルから心拍数HRが導出される(詳細は後述)。   In step S209, the heart rate HR is derived from the corrected pulse wave power spectrum subjected to band limitation (details will be described later).

以下では、上記各ステップの動作について個別具体的に説明していく。   Hereinafter, the operation of each of the above steps will be described individually and specifically.

[ピーク位置検出に基づく体動ノイズキャンセル動作]
図27は、加速度パワースペクトルのピーク位置検出に基づく体動ノイズキャンセル動作(図26のステップS203〜S205に相当)の一例を示す図である。なお、(a)欄には加速度パワースペクトル、(b)欄には体動ノイズ周波数帯域を設定するための帯域フラグα、(c)欄には脈波パワースペクトルの減衰率を設定するための補正係数β、(d)欄には脈波パワースペクトルに乗算される補正データγ、及び、(e)欄には脈波パワースペクトル(破線)と補正脈波パワースペクトル(実線)が各々描写されている。
[Body motion noise cancellation based on peak position detection]
FIG. 27 is a diagram illustrating an example of a body motion noise canceling operation (corresponding to steps S203 to S205 in FIG. 26) based on detection of the peak position of the acceleration power spectrum. It should be noted that the acceleration power spectrum is set in the (a) column, the band flag α for setting the body motion noise frequency band in the (b) column, and the attenuation rate of the pulse wave power spectrum in the (c) column. The correction coefficient β, the correction data γ multiplied by the pulse wave power spectrum in the (d) column, and the pulse wave power spectrum (broken line) and the corrected pulse wave power spectrum (solid line) are respectively drawn in the (e) column. ing.

(a)欄で示すように、演算部32は、加速度パワースペクトル(体動パワースペクトルに相当)のピーク位置を解析する。ピーク位置の解析手法としては、隣接周波数間で加速度パワースペクトルの差分値を順次算出し、その変極点(差分値が正から負に切り替わる極大点)を探索すればよい。上記の差分演算に先立ち、加速度パワースペクトルの平滑化処理を行うことも可能である。なお、ピーク位置に相当する周波数には「1」、ピーク位置に相当しない周波数には「0」がフラグ付けされる。   As shown in the column (a), the calculation unit 32 analyzes the peak position of the acceleration power spectrum (corresponding to the body motion power spectrum). As an analysis method of the peak position, a difference value of the acceleration power spectrum between adjacent frequencies is sequentially calculated, and an inflection point (a maximum point at which the difference value switches from positive to negative) may be searched. Prior to the above difference calculation, the acceleration power spectrum can be smoothed. The frequency corresponding to the peak position is flagged with “1”, and the frequency not corresponding to the peak position is flagged with “0”.

本図の例では、加速度パワースペクトルに7つのピーク位置が検出されている。このように、多数のピーク位置が検出された場合、それら全てを脈波パワースペクトルの補正に反映させると、脈波信号を不必要に減衰させてしまい、却って心拍数HRの検出精度を悪化させてしまうおそれがある。   In the example of this figure, seven peak positions are detected in the acceleration power spectrum. In this way, when a large number of peak positions are detected, if all of them are reflected in the correction of the pulse wave power spectrum, the pulse wave signal is unnecessarily attenuated and the detection accuracy of the heart rate HR is deteriorated. There is a risk that.

そこで、演算部32は、複数検出されたピーク位置のうちパワースペクトル密度の上位順に所定数のピーク位置(本図の例では、丸印を付した3つのピーク位置)だけを抽出して脈波パワースペクトルの補正に反映させる。このような選定処理を行うことにより、多数のピーク位置が検出された場合でも、脈波パワースペクトルを適切に補正することが可能となる。   Therefore, the calculation unit 32 extracts only a predetermined number of peak positions (three peak positions with a circle in the example in the figure) from the plurality of detected peak positions in order from the top of the power spectrum density to obtain a pulse wave. Reflect in power spectrum correction. By performing such a selection process, the pulse wave power spectrum can be appropriately corrected even when a large number of peak positions are detected.

ピーク位置の選定後、演算部32は、ピーク位置を中心とした前後の周波数帯域を体動ノイズ周波数帯域として設定する。具体的には、(b)欄で示すように、演算部32は、選定した3つのピーク位置を中心に各々±xR(例えばx=3、5、7、9)の周波数範囲で帯域フラグαを「1」とし、その余の周波数範囲で帯域フラグαを「0」とする。   After selecting the peak position, the calculation unit 32 sets the frequency band before and after the peak position as the body motion noise frequency band. Specifically, as shown in the column (b), the calculation unit 32 sets the band flag α in the frequency range of ± xR (for example, x = 3, 5, 7, 9) around the selected three peak positions. Is set to “1”, and the band flag α is set to “0” in the remaining frequency range.

先述の第2実施形態では、加速度パワースペクトル密度が所定の閾値よりも高い周波数帯域を体動ノイズ周波数帯域として設定し、同帯域内に属する脈波パワースペクトルを一律的に減衰させていた。そのため、加速度パワースペクトルの分布状態(ピーク幅)によって体動ノイズ周波数帯域が広くなったり狭くなったりするので、脈波パワースペクトルを適切に補正することができないおそれがあった。   In the second embodiment described above, a frequency band in which the acceleration power spectrum density is higher than a predetermined threshold is set as the body motion noise frequency band, and the pulse wave power spectrum belonging to the same band is uniformly attenuated. For this reason, the body motion noise frequency band is widened or narrowed depending on the distribution state (peak width) of the acceleration power spectrum, and thus the pulse wave power spectrum may not be appropriately corrected.

一方、本実施形態であれば、体動ノイズ周波数帯域を常に一定幅(±xR)に固定することができる。従って、加速度パワースペクトルの分布状態(ピーク幅)に依らず、脈波パワースペクトルを適切に補正することが可能となる。   On the other hand, according to the present embodiment, the body motion noise frequency band can always be fixed to a constant width (± xR). Therefore, it is possible to appropriately correct the pulse wave power spectrum regardless of the distribution state (peak width) of the acceleration power spectrum.

体動ノイズ周波数帯域の設定後、演算部32は、帯域フラグαと補正係数βを用いて補正データγを生成する。具体的には、(d)欄で示したように、体動ノイズ周波数帯域内(α=1)ではγ=β(=α×β)となり、体動ノイズ周波数帯域外(α=0)ではγ=1(減衰なし)に固定される。   After setting the body motion noise frequency band, the calculation unit 32 generates correction data γ using the band flag α and the correction coefficient β. Specifically, as shown in the column (d), γ = β (= α × β) in the body motion noise frequency band (α = 1), and outside the body motion noise frequency band (α = 0). γ = 1 (no attenuation) is fixed.

また、本実施形態では、体動ノイズ周波数帯域に属する脈波パワースペクトルを一律的に減衰するのではなく、(c)欄で示したように、脈波パワースペクトルの減衰率を設定するための係数βが周波数に応じた変動値として用意されている。   In the present embodiment, the pulse wave power spectrum belonging to the body motion noise frequency band is not uniformly attenuated, but as shown in the column (c), for setting the attenuation rate of the pulse wave power spectrum. The coefficient β is prepared as a fluctuation value corresponding to the frequency.

本図の例では、周波数f1以下の周波数範囲で補正係数βが「β1」に固定されて、周波数f1〜f2の周波数範囲で補正係数βが「β1」から「β2」まで線形的に変化されて、周波数f2以上の周波数範囲で補正係数βが「β2」に固定される(例えば、f1=120bpm相当、f2=180bpm相当、β1=0.01、β2=0.1)。なお、補正係数βの設定例についてはこれに限定されるものではない。   In the example of this figure, the correction coefficient β is fixed to “β1” in the frequency range below the frequency f1, and the correction coefficient β is linearly changed from “β1” to “β2” in the frequency range of the frequencies f1 to f2. Thus, the correction coefficient β is fixed to “β2” in the frequency range equal to or higher than the frequency f2 (for example, f1 = 120 bpm, f2 = 180 bpm, β1 = 0.01, β2 = 0.1). The setting example of the correction coefficient β is not limited to this.

このように、補正係数βを周波数に応じて可変的に設定することにより、体動ノイズが重畳しやすい周波数帯域と、体動ノイズが重畳しにくい周波数帯域のそれぞれにおいて、脈波パワースペクトルの減衰量を最適に調整することが可能となる。   As described above, by variably setting the correction coefficient β according to the frequency, the attenuation of the pulse wave power spectrum in each of the frequency band where body motion noise is likely to be superimposed and the frequency band where body motion noise is difficult to be superimposed. The amount can be adjusted optimally.

補正データの生成後、演算部32は、脈波パワースペクトルに補正データγを乗算する(体動ノイズ周波数帯域に属する脈波パワースペクトルの各周波数成分に対して各々に対応した補正係数βを乗算する)ことにより、補正脈波パワースペクトルを生成する。   After generating the correction data, the calculation unit 32 multiplies the pulse wave power spectrum by the correction data γ (multiplies each frequency component of the pulse wave power spectrum belonging to the body motion noise frequency band by a correction coefficient β corresponding thereto. To generate a corrected pulse wave power spectrum.

上記一連の体動ノイズキャンセル動作により、(e)欄で示したように、体動ノイズ成分(破線)を取り除いた補正脈波パワースペクトルが得られるので、安静時だけでなく活動時においても心拍数HRを精度良く導出することが可能となる。   As shown in the column (e), the corrected pulse wave power spectrum from which the body motion noise component (broken line) is removed is obtained by the above series of body motion noise canceling operations, so that the heart rate is not only at rest but also at activity. It is possible to derive the number HR with high accuracy.

[加速度データのベクトル値Vと振幅変化総和Dに基づく体動モード判定動作]
次に、加速度データのベクトル値Vと振幅変化総和Dに基づく体動モード判定動作(図26のステップS206〜S207に相当)について詳述する。
[Body motion mode determination operation based on acceleration data vector value V and amplitude change sum D]
Next, the body motion mode determination operation (corresponding to steps S206 to S207 in FIG. 26) based on the vector value V of the acceleration data and the amplitude change sum D will be described in detail.

図28は、ベクトル値Vと振幅変化総和Dの定義式を示す図である。時刻tに体動センサ部17で得られる3軸加速度データを各々X(t)、Y(t)、Z(t)とした場合、加速度データのベクトル値V及び振幅変化総和D(=各軸における振幅変化の総和)は、それぞれ、次の(1)式及び(2)式により算出される。   FIG. 28 is a diagram illustrating a definition formula of the vector value V and the amplitude change sum D. When the triaxial acceleration data obtained by the body motion sensor unit 17 at time t is X (t), Y (t), and Z (t), respectively, the vector value V of the acceleration data and the amplitude change sum D (= each axis (Total sum of amplitude changes) is calculated by the following equations (1) and (2), respectively.

先述の第2実施形態では、加速度パワースペクトルの総和が所定値を超えているか否かに応じて体動モードを2パターンに分類し、体動モードに応じた帯域制限処理を行っていた(図18のステップS133や図19のステップS143を参照)。   In the second embodiment described above, the body motion modes are classified into two patterns according to whether or not the sum of the acceleration power spectra exceeds a predetermined value, and band limiting processing is performed according to the body motion mode (FIG. 18 step S133 and FIG. 19 step S143).

一方、本実施形態では、上記(1)式及び(2)式を用いて算出される加速度データのベクトル値V及び振幅変化総和D(ないしは前回の心拍数HR)に応じて体動モードが6パターンに分類されており、体動モードに応じた帯域制限処理がよりきめ細かく実施される。以下、図面を参照しながら詳細に説明する。   On the other hand, in the present embodiment, the body motion mode is set to 6 in accordance with the vector value V of acceleration data and the amplitude change sum D (or the previous heart rate HR) calculated using the above equations (1) and (2). It is classified into patterns, and the band limiting process according to the body movement mode is executed more finely. Hereinafter, detailed description will be given with reference to the drawings.

図29は、体動モードの一例を示すテーブルであり、左から順に、体動モード、帯域制限(前回心拍数HR±分解能)、想定活動状態、閾値設定(ベクトル値V、振幅変化総和D、及び、前回心拍数HR)、並びに、備考が記載されている。なお、静止中の被験者に対して1Gが掛かっている状態では、V=1000が算出されるものとする。   FIG. 29 is a table showing an example of the body motion mode. From the left, the body motion mode, band limitation (previous heart rate HR ± resolution), assumed activity state, threshold setting (vector value V, amplitude change sum D, And the previous heart rate HR) and remarks are described. In the state where 1G is applied to the stationary subject, V = 1000 is calculated.

体動モードとしては、mode0〜mode5の6パターンが用意されている。mode0は、心拍数HRの計測開始直後に設定される体動モードである。mode0では、被験者が連続静止状態であるという想定の下、帯域制限が解除されて全帯域が心拍数HRの検索対象とされる。なお、V<1050、かつ、D<20が満たされているときには、mode0と判定される(前回心拍数HRは不問)。ただし、帯域制限の解除後に心拍数HRが導出された時点で体動モードはmode1に切り替えられる。   As the body movement mode, six patterns of mode 0 to mode 5 are prepared. Mode 0 is a body movement mode that is set immediately after the start of measurement of the heart rate HR. In mode 0, under the assumption that the subject is in a continuous stationary state, the band limitation is released and the entire band is set as a search target for the heart rate HR. When V <1050 and D <20 are satisfied, it is determined as mode 0 (the previous heart rate HR is not questioned). However, the body motion mode is switched to mode 1 when the heart rate HR is derived after canceling the band limitation.

mode1では、被験者が軽微な動きを行っているという想定の下、心拍数HRの検出対象として、前回心拍数HR±3Rの帯域制限が掛けられる。mode1での帯域制限については、図21の(a)欄の±7Rを±3Rとして読み替えて参照することにより、容易に理解することができる。なお、V<1050、D<20、かつ、HR<120が満たされているときには、mode1と判定される。   In mode 1, the band limitation of the previous heart rate HR ± 3R is applied as a detection target of the heart rate HR under the assumption that the subject is making a slight movement. The band limitation in mode 1 can be easily understood by reading and referring to ± 7R in column (a) of FIG. 21 as ± 3R. When V <1050, D <20, and HR <120 are satisfied, it is determined as mode1.

ただし、mode1が所定時間(例えば16秒間)に亘って連続すると、体動モードがmode0に切り替えられる。言い換えると、被験者が安静状態となる度に、体動モードがmode0に戻されて帯域制限が解除される。このような構成とすることにより、何らかの不具合により不適切な帯域制限が掛けられた場合であっても、被験者が安静状態に戻れば、誤った帯域制限も自動的に解除されるので、運動再開時には心拍数HRを正しく検出することが可能となる。   However, when mode1 continues for a predetermined time (for example, 16 seconds), the body movement mode is switched to mode0. In other words, every time the subject is in a resting state, the body motion mode is returned to mode 0 and the band limitation is released. By adopting such a configuration, even if inappropriate band limitation is applied due to some trouble, if the subject returns to a resting state, the erroneous band limitation is automatically released, so exercise resumes. Sometimes it is possible to correctly detect the heart rate HR.

mode2では、被験者が活動を開始したという想定の下、心拍数HRの検出対象として、前回心拍数HR±7R(オフセット+6Rあり)の帯域制限が掛けられる。mode2での帯域制限については、図21の(b)欄をそのまま参照することにより、容易に理解することができる。なお、1150<V、かつ、HR<120が満たされているときには、mode2と判定される(振幅変化総和Dは不問)。ただし、mode2は、心拍数HRの急上昇が想定される活動開始直後の4秒間にのみ有効であり、当該期間の経過後は他の体動モードに移行される。   In mode 2, the band limitation of the previous heart rate HR ± 7R (with offset + 6R) is applied as a detection target of the heart rate HR under the assumption that the subject has started the activity. The band limitation in mode 2 can be easily understood by referring to the column (b) in FIG. 21 as it is. When 1150 <V and HR <120 are satisfied, it is determined as mode 2 (the amplitude change sum D is not relevant). However, mode2 is effective only for 4 seconds immediately after the start of the activity in which a sudden increase in the heart rate HR is assumed. After the period has elapsed, the mode 2 is shifted to another body motion mode.

mode3では、被験者が活動中(腕振運動中)であるという想定の下、心拍数HRの検出対象として、前回心拍数HR±5Rの帯域制限が掛けられる。mode3での帯域制限については、図21の(a)欄の±7Rを±5Rとして読み替えて参照することにより、容易に理解することができる。なお、1050<V、または、120<HRが満たされているときには、mode3と判定される(振幅変化総和Dは不問)。   In mode 3, the band limitation of the previous heart rate HR ± 5R is applied as a detection target of the heart rate HR under the assumption that the subject is active (during arm swing motion). The band limitation in mode 3 can be easily understood by reading and referring to ± 7R in the column (a) of FIG. 21 as ± 5R. When 1050 <V or 120 <HR is satisfied, it is determined as mode 3 (the amplitude change sum D is not relevant).

mode4では、被験者が活動中(手首運動などの非腕振運動中)であるという想定の下、当該体動モードへの突入時における心拍数HR±5Rの帯域制限が掛けられる。すなわち、mode1〜mode3の帯域制限中心周波数は、いずれも前回心拍数HRを基準とした可変値であるのに対して、mode4の帯域制限中心周波数は、mode4突入時の心拍数HRを基準とした固定値とされている。このような体動モードを用意しておくことにより、腕振運動時だけでなく非腕振運動時においても精度良く心拍数HRを導出することが可能となる。なお、V<1050、かつ、80<Dが満たされているときには、mode4と判定される(前回心拍数HRは不問)。   In mode 4, the band limitation of the heart rate HR ± 5R at the time of entry into the body motion mode is applied under the assumption that the subject is active (during non-arm swinging motion such as wrist motion). That is, the band-limited center frequencies of mode1 to mode3 are all variable values based on the previous heart rate HR, whereas the band-limited center frequency of mode4 is based on the heart rate HR at the time of entering mode4. It is a fixed value. By preparing such a body motion mode, the heart rate HR can be derived with high accuracy not only during arm swing motion but also during non-arm swing motion. When V <1050 and 80 <D are satisfied, it is determined as mode 4 (the previous heart rate HR is not questioned).

mode5では、被験者が軽微な動き(クールダウン)を行っているという想定の下、心拍数HRの検出対象として、前回心拍数HR±5Rの帯域制限が掛けられる。mode5での帯域制限については、先のmode3と同様、図21の(a)欄の±7Rを±5Rとして読み替えて参照することにより、容易に理解することができる。なお、V<1050、かつ、20<D<80が満たされているときには、mode5と判定される(前回心拍数HRは不問)。mode5の帯域制限中心周波数は、mode1〜mode3と同様、前回心拍数HRを基準とした可変値である。   In mode 5, the band limitation of the previous heart rate HR ± 5R is applied as a detection target of the heart rate HR under the assumption that the subject is performing a slight movement (cool down). The band limitation in mode 5 can be easily understood by replacing ± 7R in the column (a) of FIG. 21 as ± 5R and referring to it as in the previous mode 3. When V <1050 and 20 <D <80 are satisfied, it is determined as mode 5 (the previous heart rate HR is not questioned). The band-limited center frequency of mode 5 is a variable value based on the previous heart rate HR as in the modes 1 to 3.

上記の体動モード切替制御(特にmode4やmode5の創設)は、非腕振運動時にはベクトル値Vがあまり変化せずに振幅変化総和Dが比較的大きく変化する、という本願発明者の新たな知見に基づいて初めて成し得るものである。   The inventor's new knowledge that the above-described body motion mode switching control (particularly the creation of mode 4 and mode 5) is such that the vector value V does not change much and the amplitude change sum D changes relatively greatly during non-arm swing motion. This can only be done on the basis of

なお、本図の例では、加速度データのベクトル値Vと振幅変化総和D(ないしは前回心拍数HR)に応じて、6パターンの体動モードを切り替える説明を行ったが、体動モードのパターン数についてはこれに限定されるものではなく適宜増減することも可能である。また、体動モードの切替に際して加速度データのベクトル方向を併せて参照してもよい。   In the example of this figure, the description has been given of switching the six body motion modes according to the vector value V of the acceleration data and the amplitude change sum D (or the previous heart rate HR). However, the number of body motion mode patterns is described. It is not limited to this, It is also possible to increase / decrease suitably. Further, the vector direction of acceleration data may be referred to when the body motion mode is switched.

[周波数平均値に基づく心拍数HRの導出アルゴリズム]
次に、帯域制限の掛けられた補正脈波パワースペクトルから心拍数HRを導出するための新規アルゴリズム(図26のステップS209に相当)について詳述する。
[Derivation algorithm of heart rate HR based on frequency average value]
Next, a new algorithm (corresponding to step S209 in FIG. 26) for deriving the heart rate HR from the corrected pulse wave power spectrum subjected to the band limitation will be described in detail.

先述の第2実施形態では、補正脈波パワースペクトルのパワースペクトル密度が最大となる周波数(以下ではPSD最大周波数と呼ぶ)を検索し、そのPSD最大周波数を心拍数HRに変換していた。もちろん、上記アルゴリズムは、図26のステップS209にも適用することが可能である。しかしながら、帯域制限範囲内に補正脈波パワースペクトルのピークが複数存在する場合には、上記アルゴリズムによる心拍数HRの導出に不具合を生じるおそれがあった。   In the second embodiment described above, the frequency (hereinafter referred to as the PSD maximum frequency) that maximizes the power spectrum density of the corrected pulse wave power spectrum is searched, and the PSD maximum frequency is converted into the heart rate HR. Of course, the above algorithm can also be applied to step S209 of FIG. However, when there are a plurality of corrected pulse wave power spectrum peaks within the band limitation range, there is a possibility that a problem may occur in the derivation of the heart rate HR by the above algorithm.

図30は、PSD最大周波数に基づくHR導出時の問題点を説明するための図である。帯域制限範囲に補正脈波パワースペクトルのピークが複数存在していた場合であっても、(a)欄で示すように、最大ピークのパワースペクトル密度が突出しているのであれば、PSD最大周波数に基づく心拍数HRの導出に特段の問題は生じない。   FIG. 30 is a diagram for explaining a problem at the time of HR derivation based on the PSD maximum frequency. Even when a plurality of corrected pulse wave power spectrum peaks exist in the band limited range, as shown in the column (a), if the power spectrum density of the maximum peak is prominent, the PSD maximum frequency is set. There is no particular problem in deriving the heart rate HR based on it.

しかしながら、(b)欄で示すように、同程度のパワースペクトル密度を持つ複数のピークが互いに離れた周波数に現れている場合には、いずれか一方のピークを選択してPSD最大周波数としても、心拍数HRを正しく導出することができないおそれがある。   However, as shown in the column (b), when a plurality of peaks having the same power spectral density appear at frequencies separated from each other, even if any one peak is selected as the PSD maximum frequency, There is a possibility that the heart rate HR cannot be correctly derived.

また、(c)欄で示すように、帯域制限範囲に突出したピークが現れない場合には、僅かなパワースペクトル密度差に基づいてPSD最大周波数を選択せざるを得ず、心拍数HRの導出精度が悪化してしまう。   In addition, as shown in the column (c), when no prominent peak appears in the band limit range, the PSD maximum frequency must be selected based on a slight power spectral density difference, and the heart rate HR is derived. Accuracy will deteriorate.

そこで、本願発明者は、上記の問題点に鑑み、心拍数HRの導出アルゴリズムを全面的に刷新するという決断を下した。より具体的に述べると、演算部32は、帯域制限の掛けられた補正脈波パワースペクトルから心拍数HRを導出する際、補正脈波パワースペクトルについて、帯域制限範囲内で各周波数に対するパワースペクトル密度で重み付けされた周波数平均値Aaveを算出し、その算出結果から心拍数HRを導出する。   In view of the above problems, the present inventor has decided to completely renew the algorithm for deriving the heart rate HR. More specifically, when deriving the heart rate HR from the corrected pulse wave power spectrum subjected to the band limitation, the calculation unit 32 determines the power spectrum density for each frequency within the band limitation range for the corrected pulse wave power spectrum. The frequency average value Aave weighted with is calculated, and the heart rate HR is derived from the calculation result.

図31は、周波数平均値Aaveの算出式を示す図であり、左から順に、補正脈波パワースペクトルの周波数成分A(k)、パワースペクトル密度B(k)、及び、両者の乗算値C(k)(=A(k)×B(k))が描写されている。なお、k=1、2、…、mであり、mは帯域制限幅±xRに応じて変化する可変値(m=2x+1)である。例えば、x=3のときにはm=7となる。   FIG. 31 is a diagram showing a calculation formula of the frequency average value Aave, and in order from the left, the frequency component A (k) of the corrected pulse wave power spectrum, the power spectrum density B (k), and the multiplication value C ( k) (= A (k) × B (k)). Note that k = 1, 2,..., M, and m is a variable value (m = 2x + 1) that changes in accordance with the bandwidth limit width ± xR. For example, when x = 3, m = 7.

ここで、周波数平均値Aaveは、次の(3)式により算出される。   Here, the frequency average value Aave is calculated by the following equation (3).

この周波数平均値Aaveに基づいて心拍数HRを導出することにより、補正脈波パワースペクトルに複数のピークが存在している場合であっても、心拍数HRを正しく導出することが可能となる。   By deriving the heart rate HR based on this frequency average value Aave, the heart rate HR can be correctly derived even when a plurality of peaks are present in the corrected pulse wave power spectrum.

[実験結果]
図32は、本発明の第4実施形態の実験による心拍数測定結果を示す図である。なお、(a)欄には手首運動(静止→リストロール→静止→指運動→静止→リストカール→静止→歩行→静止)を行っているときの測定結果が示されており、(b)欄にはエルゴメータ運動(静止→エルゴメータ使用→静止)を行っているときの測定結果が示されている。
[Experimental result]
FIG. 32 is a diagram showing a heart rate measurement result by an experiment of the fourth embodiment of the present invention. The column (a) shows the measurement results when performing wrist movement (stationary → wrist roll → stationary → finger movement → stationary → wrist curl → stationary → walking → stationary), (b) Shows the measurement results when performing ergometer movement (stationary → ergometer use → stationary).

また、各欄の実線は第4実施形態の測定結果を示しており、一点鎖線は第2実施形態の測定結果を示している。一方、各欄の破線は、胸ベルト装着型心拍計の測定結果を比較参照値(正しい測定結果に相当)として示している。   Moreover, the solid line of each column has shown the measurement result of 4th Embodiment, and the dashed-dotted line has shown the measurement result of 2nd Embodiment. On the other hand, the broken lines in each column indicate the measurement results of the chest belt-mounted heart rate monitor as comparative reference values (corresponding to correct measurement results).

本図から明らかなように、第2実施形態では手首運動時やエルゴメータ運動時に測定された心拍数HRが比較参照値から乖離してしまっている。一方、第4実施形態ではそのような乖離は生じておらず、手首運動時やエルゴメータ運動時においても心拍数HRを正しく測定することができている。   As is clear from this figure, in the second embodiment, the heart rate HR measured during wrist exercise or ergometer exercise deviates from the comparative reference value. On the other hand, in the fourth embodiment, such a divergence does not occur, and the heart rate HR can be correctly measured even during wrist exercise or ergometer exercise.

<<変形等>>
本発明の実施形態は、特許請求の範囲に示された技術的思想の範囲内において、適宜、種々の変更が可能である。以上の実施形態は、あくまでも、本発明の実施形態の例であって、本発明ないし各構成要件の用語の意義は、以上の実施形態に記載されたものに制限されるものではない。上述の説明文中に示した具体的な数値は、単なる例示であって、当然の如く、それらを様々な数値に変更することができる。上述の任意の式において、矛盾が生じない範囲で、不等号“≧”又は“≦”を夫々不等号“>”又は“<”に置き換えても良いし、その逆も可能である。上述の実施形態に適用可能な注釈事項として、以下に、注釈1〜注釈5を記す。各注釈に記載した内容は、矛盾なき限り、任意に組み合わせることが可能である。
<< Deformation, etc. >>
The embodiment of the present invention can be appropriately modified in various ways within the scope of the technical idea shown in the claims. The above embodiment is merely an example of the embodiment of the present invention, and the meaning of the term of the present invention or each constituent element is not limited to that described in the above embodiment. The specific numerical values shown in the above description are merely examples, and as a matter of course, they can be changed to various numerical values. In any of the above formulas, the inequality sign “≧” or “≦” may be replaced with the inequality sign “>” or “<”, respectively, or vice versa, as long as no contradiction occurs. As annotations applicable to the above-described embodiment, notes 1 to 5 are described below. The contents described in each comment can be arbitrarily combined as long as there is no contradiction.

[注釈1]
上述の脈波センサ1は、脈波信号取得部、体動信号取得部及び演算部32を有して、生体2の心拍数を検出及び導出する心拍数検出装置を内包している。心拍数の検出又は導出は、心拍数の検出値であるハートレート値の導出と同義である。脈波信号取得部は光センサ部11を含む。フィルタ部12及びA/D変換部31も脈波信号取得部の構成要素に含まれる、と考えても良い。体動信号取得部は体動センサ部17を含む。A/D変換部36、及び、A/D変換部36と体動センサ部17との間に設けられうるフィルタ部(不図示)も、体動信号取得部の構成要素に含まれる、と考えても良い。
[Note 1]
The above-described pulse wave sensor 1 includes a pulse wave signal acquisition unit, a body motion signal acquisition unit, and a calculation unit 32, and includes a heart rate detection device that detects and derives the heart rate of the living body 2. The detection or derivation of the heart rate is synonymous with the derivation of the heart rate value that is the detected value of the heart rate. The pulse wave signal acquisition unit includes an optical sensor unit 11. It may be considered that the filter unit 12 and the A / D conversion unit 31 are also included in the components of the pulse wave signal acquisition unit. The body motion signal acquisition unit includes a body motion sensor unit 17. The A / D conversion unit 36 and the filter unit (not shown) that can be provided between the A / D conversion unit 36 and the body motion sensor unit 17 are also considered to be included in the components of the body motion signal acquisition unit. May be.

[注釈2]
図4の演算部32及びメモリ33は、脈波センサ1ではなく、外部機器EE(図3参照)に設けられていても良い。つまり、演算部32及びメモリ33における上述の動作を外部機器EE内で実現しても良い。演算部32及びメモリ33における上述の動作の内、一部を脈波センサ1内で実行し、残りを外部機器EE内で実行しても良い。
[Note 2]
4 may be provided not in the pulse wave sensor 1 but in the external device EE (see FIG. 3). That is, the above-described operations in the calculation unit 32 and the memory 33 may be realized in the external device EE. A part of the above-described operations in the calculation unit 32 and the memory 33 may be executed in the pulse wave sensor 1 and the rest may be executed in the external device EE.

[注釈3]
発光部11Aにおける発光素子の発光は、常時発光でも良いし、パルス発光でも良い。パルス発光では、発光素子が発光している状態と発光素子が発光していない状態とが交互に訪れる。
[Note 3]
Light emission of the light emitting element in the light emitting unit 11A may be always light emission or pulse light emission. In the pulsed light emission, the state where the light emitting element emits light and the state where the light emitting element does not emit light alternate.

[注釈4]
脈波センサ1又は心拍数検出装置である対象装置を、集積回路等のハードウェア、或いは、ハードウェアとソフトウェアの組み合わせによって構成することができる。対象装置にて実現される機能の全部又は一部である任意の特定の機能をプログラムとして記述して、該プログラムを対象装置に搭載可能なフラッシュメモリに保存しておいても良い。そして、該プログラムをプログラム実行装置(例えば、対象装置に搭載可能なマイクロコンピュータ)上で実行することによって、その特定の機能を実現するようにしてもよい。上記プログラムは任意の記録媒体に記憶及び固定されうる。上記プログラムを記憶及び固定する記録媒体は対象装置と異なる機器(サーバ機器等)に搭載又は接続されても良い。
[Note 4]
The target device which is the pulse wave sensor 1 or the heart rate detection device can be configured by hardware such as an integrated circuit or a combination of hardware and software. Arbitrary specific functions that are all or part of the functions realized by the target device may be described as a program, and the program may be stored in a flash memory that can be mounted on the target device. Then, the specific function may be realized by executing the program on a program execution device (for example, a microcomputer that can be mounted on the target device). The program can be stored and fixed on an arbitrary recording medium. The recording medium for storing and fixing the program may be mounted or connected to a device (such as a server device) different from the target device.

[注釈5]
上述の各実施形態では、光センサ部11を用いた光学的方式にて脈波信号を検出及び取得しているが、本発明はこれに限定されない。つまり本発明において、脈波を示す脈波信号は、生体2の血管内の圧力変化を検出する圧電方式で検出及び取得されたものでも良いし、心電図を計測できる心電計により検出及び取得されたものであっても良い(この場合、心電図の波形が脈波信号の波形に相当する)。
[Note 5]
In each of the above-described embodiments, the pulse wave signal is detected and acquired by an optical method using the optical sensor unit 11, but the present invention is not limited to this. That is, in the present invention, the pulse wave signal indicating the pulse wave may be detected and acquired by a piezoelectric method that detects a pressure change in the blood vessel of the living body 2 or may be detected and acquired by an electrocardiograph capable of measuring an electrocardiogram. (In this case, the waveform of the electrocardiogram corresponds to the waveform of the pulse wave signal).

1 脈波センサ
2 生体
10 本体ユニット
11 光センサ部
11A 発光部
11B 受光部
12 フィルタ部
13 制御部
17 体動センサ部
20 ベルト
31、36 A/D変換部
32 演算部
33 メモリ
51 発光素子
61〜64 受光素子
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Pulse wave sensor 2 Living body 10 Main body unit 11 Optical sensor part 11A Light emission part 11B Light reception part 12 Filter part 13 Control part 17 Body motion sensor part 20 Belt 31, 36 A / D conversion part 32 Calculation part 33 Memory 51 Light emitting element 61- 64 Light receiving element

Claims (30)

生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、
前記生体の動きに応じた体動信号を取得する体動信号取得部と、
順次取得される前記脈波信号及び前記体動信号に基づき前記生体の心拍数を順次導出する演算部と、を備え、
前記演算部は、前回導出した心拍数を内包し且つ所定の大きさを持つ数値範囲内で今回の心拍数を導出する際、前記体動信号に応じて前記数値範囲を可変設定する、
ことを特徴とする心拍数検出装置。
A pulse wave signal acquisition unit for acquiring a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body;
A body motion signal acquisition unit for acquiring a body motion signal according to the movement of the living body;
A calculation unit that sequentially derives the heart rate of the living body based on the pulse wave signal and the body motion signal acquired sequentially,
The calculation unit variably sets the numerical range according to the body motion signal when deriving the current heart rate within a numerical range including a heart rate derived previously and having a predetermined magnitude.
A heart rate detection device characterized by that.
前記演算部は、前記体動信号に基づき、前記生体の動き状態を、前記動きの無い状態を含む第1動き状態又は前記第1動き状態よりも前記動きの大きい第2動き状態に分類判定し、
今回の心拍数を導出する際において前記動き状態が前記第2動き状態であると判定されたとき、前記数値範囲の中心を、前回導出した心拍数よりも大きくする、
ことを特徴とする請求項1に記載の心拍数検出装置。
The calculation unit classifies and determines the movement state of the living body as a first movement state including a state where there is no movement or a second movement state where the movement is larger than the first movement state based on the body movement signal. ,
When it is determined that the movement state is the second movement state when deriving the current heart rate, the center of the numerical range is made larger than the heart rate derived last time.
The heart rate detection device according to claim 1, wherein
今回の心拍数を導出する際において前記動き状態が前記第1動き状態であると判定されたとき、前記演算部は、前回導出した心拍数を前記数値範囲の中心に設定する、
ことを特徴とする請求項2に記載の心拍数検出装置。
When it is determined that the motion state is the first motion state in deriving the current heart rate, the calculation unit sets the heart rate derived last time at the center of the numerical range.
The heart rate detection device according to claim 2, wherein
前記動き状態が前記第2動き状態から前記第1動き状態に切り替わったとき、前記演算部は、その切り替わり後の所定の期間において、前記数値範囲の中心を、前回導出した心拍数よりも小さくする、
ことを特徴とする請求項2または請求項3に記載の心拍数検出装置。
When the movement state is switched from the second movement state to the first movement state, the calculation unit makes the center of the numerical range smaller than the previously derived heart rate in a predetermined period after the switching. ,
The heart rate detection device according to claim 2 or claim 3, wherein
前記動き状態が前記第2動き状態から前記第1動き状態に切り替わったとき、前記演算部は、その切り替わり後の所定の期間において、前記数値範囲に依存せずに前記心拍数を導出する、
ことを特徴とする請求項2または請求項3に記載の心拍数検出装置。
When the movement state is switched from the second movement state to the first movement state, the calculation unit derives the heart rate without depending on the numerical range in a predetermined period after the switching.
The heart rate detection device according to claim 2 or claim 3, wherein
前記演算部は、前記体動信号のパワースペクトルにおける複数のパワースペクトル密度の総和に基づき、前記生体の動き状態に対する前記分類判定を行う、
ことを特徴とする請求項2〜請求項5のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。
The calculation unit performs the classification determination on the movement state of the living body based on the sum of a plurality of power spectrum densities in the power spectrum of the body motion signal.
The heart rate detection device according to any one of claims 2 to 5, wherein
前記演算部は、前記総和が所定値以上であるとき、前記動き状態が前記第2動き状態に属すると判定する一方、前記総和が前記所定値未満であるとき、前記動き状態が前記第1動き状態に属すると判定する、
ことを特徴とする請求項6に記載の心拍数検出装置。
The arithmetic unit determines that the motion state belongs to the second motion state when the sum is greater than or equal to a predetermined value, and the motion state is the first motion when the sum is less than the predetermined value. Determine that it belongs to the state,
The heart rate detection device according to claim 6.
前記演算部は、今回の心拍数を導出するための脈波信号に基づくパワースペクトルにおいて、前記数値範囲に対応する帯域内でパワースペクトル密度が最大となる周波数を同定することにより、今回の心拍数を導出する、
ことを特徴とする請求項1〜請求項7のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。
The calculation unit identifies the frequency at which the power spectrum density is maximum within the band corresponding to the numerical range in the power spectrum based on the pulse wave signal for deriving the current heart rate, thereby determining the current heart rate. Deriving,
The heart rate detection device according to any one of claims 1 to 7, wherein
前記演算部は、今回の心拍数を導出する際、
前記体動信号のパワースペクトルにおいて、パワースペクトル密度が所定の閾値以上となっている帯域を含む減衰対象帯域を設定し、
前記脈波信号取得部にて取得された脈波信号のパワースペクトルにおいて、前記減衰対象帯域内のパワースペクトル密度を減衰させることで補正パワースペクトルを導出し、
前記補正パワースペクトルにおいて、前記数値範囲に対応する帯域内でパワースペクトル密度が最大となる周波数を同定することにより、今回の心拍数を導出する、
ことを特徴とする請求項8に記載の心拍数検出装置。
When the calculation unit derives the current heart rate,
In the power spectrum of the body motion signal, set an attenuation target band including a band in which the power spectrum density is equal to or higher than a predetermined threshold,
In the power spectrum of the pulse wave signal acquired by the pulse wave signal acquisition unit, the correction power spectrum is derived by attenuating the power spectrum density in the attenuation target band,
In the corrected power spectrum, the current heart rate is derived by identifying the frequency at which the power spectrum density is maximum within the band corresponding to the numerical range.
The heart rate detection device according to claim 8, wherein
前記演算部は、時間領域上の信号として取得された前記脈波信号及び前記体動信号の夫々を周波数領域上の信号に変換する時間/周波数変換処理を介して前記心拍数を導出し、前記時間/周波数変換処理における周波数分解能を、前記脈波信号及び前記体動信号間で同じにする、
ことを特徴とする請求項1〜請求項9のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。
The calculation unit derives the heart rate through a time / frequency conversion process for converting each of the pulse wave signal and the body motion signal acquired as a signal on the time domain into a signal on the frequency domain, The frequency resolution in the time / frequency conversion process is the same between the pulse wave signal and the body motion signal.
The heart rate detection device according to any one of claims 1 to 9, wherein
前記演算部は、前回導出した心拍数を内包し且つ所定の大きさを持つ数値範囲内で今回の心拍数を導出する際、前記体動信号のベクトル値と各軸における振幅変化の総和を各々算出し、その算出結果に応じて前記数値範囲を可変的に設定することを特徴とする請求項1に記載の心拍数検出装置。   The calculation unit includes the vector value of the body motion signal and the sum of the amplitude change in each axis when deriving the current heart rate within a numerical range that includes the previously derived heart rate and has a predetermined magnitude. The heart rate detection device according to claim 1, wherein the heart rate is calculated and the numerical range is variably set according to the calculation result. 前記演算部は、前記数値範囲を設定する際、前回導出した心拍数と所定の閾値との比較結果も併せて参照することを特徴とする請求項11に記載の心拍数検出装置。   The heart rate detection device according to claim 11, wherein the calculation unit also refers to a comparison result between a heart rate derived last time and a predetermined threshold value when setting the numerical value range. 前記演算部は、前記脈波信号の周波数解析により得られる脈波パワースペクトルについて、前記数値範囲に対応する帯域内で、各周波数に対するパワースペクトル密度で重み付けされた周波数平均値を算出することにより、前記心拍数を導出することを特徴とする請求項11または請求項12に記載の心拍数検出装置。   For the pulse wave power spectrum obtained by frequency analysis of the pulse wave signal, the calculation unit calculates a frequency average value weighted with a power spectrum density for each frequency within a band corresponding to the numerical range, The heart rate detecting device according to claim 11 or 12, wherein the heart rate is derived. 前記演算部は、前記脈波信号の周波数解析により得られる脈波パワースペクトルについて、前記数値範囲に対応する帯域内で、パワースペクトル密度が最大となる周波数を同定することにより、前記心拍数を導出することを特徴とする請求項11または請求項12に記載の心拍数検出装置。   The calculation unit derives the heart rate by identifying a frequency at which a power spectrum density is maximum within a band corresponding to the numerical range, for a pulse wave power spectrum obtained by frequency analysis of the pulse wave signal. The heart rate detection device according to claim 11 or 12, wherein 前記演算部は、前記心拍数を導出するに際して、同一条件で前記脈波信号と前記体動信号の周波数解析を行うことにより、脈波パワースペクトルと体動パワースペクトルを各々算出することを特徴とする請求項11〜請求項14のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。   The arithmetic unit calculates a pulse wave power spectrum and a body motion power spectrum by performing frequency analysis of the pulse wave signal and the body motion signal under the same conditions when deriving the heart rate, The heart rate detection device according to any one of claims 11 to 14. 前記演算部は、前記体動パワースペクトルのピーク位置を解析し、その解析結果に応じて体動ノイズ成分を減衰するように前記脈波パワースペクトルを補正することを特徴とする請求項15に記載の心拍数検出装置。   The said calculating part analyzes the peak position of the said body motion power spectrum, and correct | amends the said pulse wave power spectrum so that a body motion noise component may be attenuated according to the analysis result. Heart rate detection device. 前記演算部は、複数検出されたピーク位置のうちパワースペクトル密度の上位順に所定数のピーク位置だけを抽出して前記脈波パワースペクトルの補正に反映させることを特徴とする請求項16に記載の心拍数検出装置。   17. The calculation unit according to claim 16, wherein the calculation unit extracts only a predetermined number of peak positions from a plurality of detected peak positions in descending order of power spectrum density, and reflects them in the correction of the pulse wave power spectrum. Heart rate detection device. 前記演算部は、前記ピーク位置を中心とした前後の周波数帯域を体動ノイズ周波数帯域として設定し、前記体動ノイズ周波数帯域内の脈波パワースペクトルに対して所定の補正係数を乗算することを特徴とする請求項16または請求項17に記載の心拍数検出装置。   The calculation unit sets a frequency band before and after the peak position as a body motion noise frequency band, and multiplies a pulse wave power spectrum within the body motion noise frequency band by a predetermined correction coefficient. The heart rate detection device according to claim 16 or 17, characterized in that 前記演算部は、前記補正係数を周波数に応じて可変的に設定することを特徴とする請求項18に記載の心拍数検出装置。   The heart rate detection device according to claim 18, wherein the arithmetic unit variably sets the correction coefficient according to a frequency. 生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、
前記脈波信号に基づき前記生体の心拍数を導出する演算部と、を備え、
前記演算部は、前記脈波信号の内、体動ノイズが重畳する周波数帯域の信号成分を減衰させることで補正脈波信号を生成し、前記補正脈波信号に基づいて前記心拍数を導出することを特徴とする心拍数検出装置。
A pulse wave signal acquisition unit for acquiring a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body;
A calculation unit for deriving the heart rate of the living body based on the pulse wave signal,
The calculation unit generates a corrected pulse wave signal by attenuating a signal component in a frequency band in which body motion noise is superimposed in the pulse wave signal, and derives the heart rate based on the corrected pulse wave signal. A heart rate detection device characterized by that.
前記生体の動きに応じた体動信号を取得する体動信号取得部をさらに備え、
前記演算部は、
前記体動信号のパワースペクトルにおいて、パワースペクトル密度が所定の閾値以上となっている帯域を含む減衰対象帯域を設定し、
前記脈波信号取得部にて取得された脈波信号のパワースペクトルにおいて、前記減衰対象帯域内のパワースペクトル密度を減衰させることで補正パワースペクトルを導出し、
前記補正パワースペクトルに基づき、前記心拍数を導出する、
ことを特徴とする請求項20に記載の心拍数検出装置。
A body motion signal acquisition unit for acquiring a body motion signal according to the movement of the living body;
The computing unit is
In the power spectrum of the body motion signal, set an attenuation target band including a band in which the power spectrum density is equal to or higher than a predetermined threshold,
In the power spectrum of the pulse wave signal acquired by the pulse wave signal acquisition unit, the correction power spectrum is derived by attenuating the power spectrum density in the attenuation target band,
Deriving the heart rate based on the corrected power spectrum;
The heart rate detection device according to claim 20, wherein
前記脈波信号取得部にて順次取得される脈波信号を原脈波信号とし、
前記演算部は、前記原脈波信号の内、所定周波数未満の信号成分を減衰させることで前記補正脈波信号を生成し、前記補正脈波信号に基づいて前記心拍数を導出する、
ことを特徴とする請求項20に記載の心拍数検出装置。
The pulse wave signal sequentially acquired by the pulse wave signal acquisition unit is a pulse wave signal,
The calculation unit generates the corrected pulse wave signal by attenuating a signal component having a frequency less than a predetermined frequency in the original pulse wave signal, and derives the heart rate based on the corrected pulse wave signal.
The heart rate detection device according to claim 20, wherein
前記演算部は、前記脈波信号取得部にて順次取得される前記原脈波信号の信号値を用いて前記心拍数を順次導出し、今回の心拍数を、前回導出した心拍数を内包し且つ所定の大きさを持った数値範囲内で導出する、
ことを特徴とする請求項22に記載の心拍数検出装置。
The calculation unit sequentially derives the heart rate using the signal value of the original pulse wave signal sequentially acquired by the pulse wave signal acquisition unit, and the current heart rate includes the previously derived heart rate. And derived within a numerical range having a predetermined size,
The heart rate detecting device according to claim 22.
前記演算部は、今回の心拍数を導出するための原脈波信号のパワースペクトルにおいて、前記所定周波数未満のパワースペクトル密度を減衰させることで前記補正脈波信号のパワースペクトルを生成し、前記補正脈波信号のパワースペクトルにおいて、前記数値範囲に対応する帯域内でパワースペクトル密度が最大となる周波数を同定することにより、今回の心拍数を導出する、
ことを特徴とする請求項23に記載の心拍数検出装置。
The calculation unit generates a power spectrum of the corrected pulse wave signal by attenuating a power spectrum density less than the predetermined frequency in the power spectrum of the original pulse wave signal for deriving the current heart rate, and the correction In the power spectrum of the pulse wave signal, the current heart rate is derived by identifying the frequency at which the power spectrum density is maximum within the band corresponding to the numerical range.
24. The heart rate detection device according to claim 23.
前記生体の動きに応じた体動信号を取得する体動信号取得部をさらに備え、
前記演算部は、前記心拍数を導出するに際して、同一条件で前記脈波信号と前記体動信号の周波数解析を行うことにより、脈波パワースペクトルと体動パワースペクトルを各々算出した上で、前記体動パワースペクトルのピーク位置を解析し、その解析結果に応じて体動ノイズ成分を減衰するように前記脈波パワースペクトルを補正することを特徴とする請求項20に記載の心拍数検出装置。
A body motion signal acquisition unit for acquiring a body motion signal according to the movement of the living body;
The calculation unit calculates a pulse wave power spectrum and a body motion power spectrum by performing frequency analysis of the pulse wave signal and the body motion signal under the same conditions when deriving the heart rate, 21. The heart rate detection device according to claim 20, wherein the peak position of the body motion power spectrum is analyzed, and the pulse wave power spectrum is corrected so as to attenuate the body motion noise component according to the analysis result.
生体の脈波に応じた脈波信号を取得する脈波信号取得部と、
前記脈波信号に基づき前記生体の心拍数を導出する演算部と、を備え、
前記演算部は、前記脈波信号の周波数解析により得られる脈波パワースペクトルについて、各周波数に対するパワースペクトル密度で重み付けされた周波数平均値を算出することにより、前記心拍数を導出することを特徴とする心拍数検出装置。
A pulse wave signal acquisition unit for acquiring a pulse wave signal corresponding to a pulse wave of a living body;
A calculation unit for deriving the heart rate of the living body based on the pulse wave signal,
The calculation unit derives the heart rate by calculating a frequency average value weighted with a power spectrum density for each frequency for a pulse wave power spectrum obtained by frequency analysis of the pulse wave signal. Heart rate detector.
前記脈波信号取得部は、前記生体に光を照射する発光部及び前記発光部からの光に基づき前記生体を透過又は反射した光を受光する受光部を有し、前記受光部の受光結果に基づき前記脈波信号を取得する
ことを特徴とする請求項1〜請求項26のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。
The pulse wave signal acquisition unit includes a light emitting unit that irradiates light to the living body and a light receiving unit that receives light that is transmitted or reflected through the living body based on light from the light emitting unit. The heart rate detection device according to any one of claims 1 to 26, wherein the pulse wave signal is acquired based on the heart rate signal.
前記受光部は、前記生体を透過又は反射した光を各々に受光する複数の受光素子を有し、
前記発光部は、前記複数の受光素子の間に配置される
ことを特徴とする請求項27に記載の心拍数検出装置。
The light-receiving unit has a plurality of light-receiving elements that each receive light transmitted or reflected by the living body
28. The heart rate detection device according to claim 27, wherein the light emitting unit is disposed between the plurality of light receiving elements.
前記心拍数の導出対象となる解析周波数帯域は、0.6Hz〜4.0Hzに限定されていることを特徴とする請求項1〜請求項28のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。   The heart rate detection apparatus according to any one of claims 1 to 28, wherein an analysis frequency band from which the heart rate is derived is limited to 0.6 Hz to 4.0 Hz. 前記脈波信号取得部は、前記生体の手首に装着されるものであり、前記体動信号によって示される前記生体の動きは、前記生体の前腕の長手方向の動きを含むことを特徴とする請求項1〜請求項29のいずれか一項に記載の心拍数検出装置。   The pulse wave signal acquisition unit is attached to a wrist of the living body, and the movement of the living body indicated by the body motion signal includes a longitudinal movement of the forearm of the living body. 30. The heart rate detection device according to any one of claims 1 to 29.
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