Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Konfiguration eines Sensors für reflektiertes Licht zum Detektieren der Intensität der Reflexion eines emittierten Lichts, das von einem detektierten Objekt reflektiert wird, ohne durch Außenlicht beeinflusst zu werden.

Zu den Geräten zum Messen biologischer Informationen wie etwa des Pulses und der Körperbewegung gehören elektronische Geräte zum optischen Detektieren einer Änderung des Blutvolumens, um auf der Grundlage des detektierten Ergebnisses biologische Informationen anzuzeigen. Dieser Typ eines optischen Pulswellen-Messgerätes (Messvorrichtung für biologische Informationen) emittiert Licht von einer LED (Lichtemitterdiode) oder einem anderen Lichtemissionselement zum Beispiel zur Fingerspitze und detektiert Licht, das vom Körper (Blutgefäß) reflektiert wird, mittels einer Photodiode oder eines anderen Licht detektierenden Elements. Es ist daher möglich, eine Änderung im Blutfluss, die durch die Blutpulswelle hervorgerufen wird, als eine Änderung der Menge des detektierten Lichts zu detektieren. Die Änderung der Pulsfrequenz oder Pulswelle wird dann auf der Grundlage des so erhaltenen Pulswellensignals angezeigt. Als das von dem Lichtemissionselement emittierte Licht wird gewöhnlich Infrarotlicht verwendet.

Hierbei ist anzumerken, dass, wenn Außenlicht wie etwa natürliches Licht oder Fluoreszenzlicht auf den Photodetektor einfällt, die Menge des detektierten Lichts mit der Änderung des Einfalls von Außenlicht schwankt. Genauer, die Fingerspitze oder der andere detektierte Teil wird in einer herkömmlichen Messvorrichtung für biologische Informationen gewöhnlich von einem Lichtschirm abgedeckt, um die Auswirkungen von Außenlicht zu unterdrücken, da dieses Außenlicht für das zu detektierende Pulswellensignal ein Rauschen (äußere Störung) darstellt.

Die Leuchtdichte von natürlichem Licht ist jedoch wesentlich größer als die Leuchtdichte von Licht, das von dem Lichtemissionselement emittiert wird, wenn eine direkte Einwirkung von natürlichem Licht vorliegt, wie etwa im Freien. Ein Problem bei einer herkömmlichen Messvorrichtung für biologische Informationen ist daher, dass, wenn sie an einem Ort verwendet wird, wo sie Außenlicht ausgesetzt ist, wie etwa im Freien, ein Teil des Außenlichts zwangsläufig die Fingergewebe durchdringt und den Photodetektor erreicht, gleichgültig, wie groß der Lichtschirm zum Abhalten von Außenlicht ausgeführt wird, und leicht Pulsdetektionsfehler auftreten, die aus Schwankungen der Leuchtdichte von Außenlicht resultieren. Solche herkömmlichen Messvorrichtungen für biologische Informationen sind daher auf eine Verwendung an Orten eingeschränkt, wo sie nicht Außenlicht ausgesetzt sind oder wo die Leuchtdichte von eventuellem Außenlicht konstant ist. Diese Einschränkung kann überwunden werden, indem eine sogar noch umfangreichere Lichtschirmkonstruktion verwendet wird, doch die Größe der Messvorrichtung für biologische Informationen kann dann nicht reduziert werden.

Um dieses Problem zu lösen, lehrt die japanische Veröffentlichung einer ungeprüften Gebrauchsmusteranmeldung (Jikkai) S57-74009 (1982-74009) einen Pulswellensensor, der zusätzlich zu einem Pulswellendetektor zum Detektieren einer Pulswelle einen Außenlichtdetektor zum Detektieren von Außenlicht umfasst. Dieser Außenlichtdetektor ist mit einem Filter abgedeckt, das dieselben Durchgangseigenschaften aufweist wie die Körpergewebe, so dass der Pulswellensensor die Wirkungen von Außenlicht anhand des Ergebnisses der Außenlichtdetektion durch den Außenlichtdetektor kompensieren kann.

Es gibt jedoch individuelle Unterschiede beim Durchgang von Außenlicht, und es ist daher schwierig, eine Außenlichtkomponente unter Anwendung der oben genannten Technologie genau zu kompensieren. Ferner unterscheidet sich der Weg von Außenlicht zum Pulswellendetektor entsprechend den relativen Positionen des Pulswellendetektors und des Fingers. Das heißt, jedes Mal, wenn die Detektionseinrichtung verwendet wird, ändert sich die Weglänge vom Punkt des Einfalls des Außenlichts auf das Gewebe zum Pulswellendetektor. Es ist daher selbst durch Vorsehen eines Filters mit konstanten Durchgangseigenschaften nicht möglich, eine Außenlichtkomponente genau zu kompensieren.

Ein herkömmliches Gerät zum Detektieren der Schrittzahl pro Minute einer Körperbewegung verwendet normalerweise einen eingebauten Beschleunigungsdetektor, um eine Bewegung des Körpers zu detektieren, und bestimmt die Schrittzahl pro Minute der Körperbewegung aus dem Körperbewegungssignal. Ein Pedometer verwendet zum Beispiel ein piezoelektrisches Element PZT als einen kompakten Beschleunigungsdetektor und detektiert die Geschwindigkeit, mit welcher sich der Benutzer bewegt, durch Anwenden von Waveshaping auf das detektierte Körperbewegungssignal.

Geräte, die den oben erwähnten Beschleunigungsdetektor und einen optischen Pulswellensensor kombinieren, sind auch als tragbare Pulsmesser erhältlich, die in der Lage sind, den Puls zu messen, während der Benutzer trainiert. Solche tragbaren Pulsmesser wenden einen Prozess der schnellen Fourier-Transformation (Fast Fourier Transform, FFT) auf das von dem Beschleunigungsmesser detektierte Körperbewegungssignal und das von dem optischen Pulswellensensor detektierte Pulswellensignal an, um separat ein Körperbewegungsspektrum, das hinsichtlich des Körperbewegungssignals indikativ ist, und ein Pulswellenspektrum, das hinsichtlich des Pulswellensignals indikativ ist, zu detektieren. Das Pulswellenspektrum und das Körperbewegungsspektrum werden dann verglichen, die dem Körperbewegungsspektrum entsprechende Frequenzkomponente wird aus dem Pulswellenspektrum entfernt, und die Frequenz mit der größten Spektralleistung wird dann aus dem verbleibenden Spektrum entfernt, um die Grundfrequenz des Pulswellensignals zu bestimmen. Die Pulsfrequenz wird dann anhand der Grundfrequenz des Pulswellensignals berechnet. Ein herkömmlicher Pulsmesser wendet dafür zwei FFT-Operationen an und berechnet die Pulsfrequenz anhand der Ergebnisse dieser FFT-Operationen.

Die Erfinder der vorliegenden Erfindung haben außerdem in der japanischen Patentanmeldung H5-241731 (1993-241731) ein Gerät vorgeschlagen, das eine Detektion der Pulsfrequenz ermöglicht, während der Benutzer trainiert, und nur einen optischen Pulswellensensor verwendet und keinen Beschleunigungsdetektor verwendet. Dieses Gerät untersucht die Differenz zwischen den Absorptionscharakteristiken von oxygeniertem Hämoglobin in arteriellem Blut und reduziertem Hämoglobin in venösem Blut. Das Funktionsprinzip dieses Geräts verwendet die lange Wellenlänge (z.B. 940 nm) der Absorptionscharakteristik von oxygeniertem Hämoglobin, verglichen mit der Absorptionscharakteristik von reduziertem Hämoglobin, und die lange Wellenlänge (z.B. 660 nm) der Absorptionscharakteristik von reduziertem Hämoglobin, verglichen mit der Absorptionscharakteristik von oxygeniertem Hämoglobin, um Pulswellensignale zu detektieren, wendet eine FFT-Operation auf beide Pulswellensignale an und bestimmt die Grundfrequenz der Pulswellensignale durch Vergleichen der Ergebnisse der FFT-Operationen.

Kleine, kostengünstige Beschleunigungsdetektoren, die in Pedometern verwendet werden, sind nur in einer Richtung empfindlich, können daher eine Bewegung nicht in allen Richtungen detektieren und können daher eine Körperbewegung nicht genau detektieren. Das Problem kann gelöst werden, indem ein Beschleunigungsdetektor mit drei Achsen verwendet wird, doch hat dies eine komplexere Konstruktion zur Folge und macht es schwierig, die Größe zu reduzieren.

Ein weiteres Problem bei den oben beschriebenen Pulsmessern, welche einen Beschleunigungsdetektor verwenden, ist, dass es nicht möglich ist, während des Trainierens die Pulsfrequenz weiter zu detektieren, wenn der Beschleunigungsdetektor ausfällt. Außerdem erfordern unabhängig davon, ob ein Beschleunigungsdetektor verwendet wird oder nicht, herkömmliche Pulsmesser zwei FFT-Operationen, wodurch sie eine komplexere Konfiguration zur Folge haben und einen weiteren Prozess erfordern, um die Grundfrequenz des Pulswellensignals aus dem Ergebnis der Frequenzanalyse zu bestimmen.

US 5,431,170 offenbart ein auf den Puls reagierendes Gerät wie etwa einen Pulsfrequenzmesser, welches einen Lichtemitter und einen Lichtsensor zum Empfangen von Licht von dem Emitter nach einem Durchgang durch oder einer Reflexion von Körpergewebe aufweist, um ein elektrisches Signal zu liefern, das sich entsprechend einem Blutfluss oder anderen Fluidpulsationen ändert.

US 5,524,617 beschreibt eine Vorrichtung zum Messen der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut bei einem speziellen Gewebespiegel, der von Interesse ist. Die Vorrichtung weist einen Lichtemitter und zwei Photodetektoren auf. Der Emitter und die Photodetektoren sind so allgemein, dass sich ein Photodetektor näher an dem Emitter befindet als der andere Photodetektor. Während des Betriebs gelangt Licht von dem Emitter durch unterschiedliche Gewebeebenen hindurch zu beiden Photodetektoren. Der Weg für den näheren Photodetektor verläuft nur durch eine Hautschicht hindurch, während der Weg für den weiter entfernten Photodetektor durch die Hautschicht und eine tiefere Geweberegion hindurch verläuft.

Die vorliegende Erfindung ist daher auf das Lösen der oben erwähnten Probleme gerichtet, und ihre primären Aufgaben beinhalten Folgendes. Nämlich, eine erste Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Photodetektionsvorrichtung vom Reflexionstyp von einfacher Konfiguration zum Detektieren der Intensität der Reflexion von emittiertem Licht, das von einem detektierten Objekt reflektiert wird, ohne durch Außenlicht beeinflusst zu werden, bereitzustellen.

Die vorliegende Erfindung ist auf das Lösen der oben erwähnten Probleme gerichtet und stellt ein Verfahren zum Konfigurieren eines Sensors für reflektiertes Licht bereit, wie in Anspruch 1 definiert.

Das Verfahren kann bei der Bereitstellung einer Messvorrichtung für biologische Informationen angewendet werden. In diesem Falle umfasst die Messvorrichtung für biologische Informationen das Lichtemissionselement zum Emittieren von Licht zu einem Detektionsort an einem Körper und das Differenzdetektionsmittel zum Erzeugen eines Differenzsignals zum Detektieren der Pulsation im Blutfluss, wobei die Messvorrichtung für biologische Informationen auf der Grundlage des Differenzsignals biologische Informationen misst, die hinsichtlich eines Körperzustands indikativ sind.

Vorzugsweise wird das Verfahren angewendet, um eine Messvorrichtung für biologische Informationen bereitzustellen, welche ein Pulsmesser ist.

1 ist eine Außenansicht einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem ersten Beispiel.

2 ist eine typische Schnittdarstellung einer Sensoreinheit 30 gemäß diesem bevorzugten Beispiel, wenn sie getragen wird.

3 ist eine Draufsicht einer Sensoreinheit 30 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

4 ist eine Schnittdarstellung einer Sensoreinheit 30 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

5 ist ein Schaltplan, der den elektrischen Aufbau einer Sensoreinheit 30 gemäß diesem bevorzugten Beispiel zeigt.

6 ist eine graphische Darstellung der Kennlinie der Spektralempfindlichkeit der Photodioden 32 und 33 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

7 ist eine graphische Darstellung der Kennlinie der Lichtemission einer LED 31 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

8 zeigt den Zusammenhang zwischen Spannung und Stromstärke am Knotenpunkt X, wenn der Stromkreis am Punkt Y in 5 unterbrochen wird.

9 ist eine graphische Darstellung, die den Zusammenhang zwischen Helligkeit Pa-Pb und einem Pulswellensignal gemäß diesem bevorzugten Beispiel zeigt.

10 ist ein Funktionsblockschaltbild der Datenverarbeitungsschaltung 50 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

11 ist ein Schaltplan einer für einen Vergleich vorbereiteten Sensoreinheit 30'.

12 ist ein Blockschaltbild eines Vergleichstestsystems.

13 zeigt die Ergebnisse einer Analyse des Ausgangssignals von der Vergleichs-Sensoreinheit 30'.

14 zeigt die Ergebnisse einer Analyse des Ausgangssignals von der Sensoreinheit 30.

15 zeigt die Ergebnisse der Leistung des Rauschspektrums und der Leistung des Pulswellenspektrums, die für die Vergleichs-Sensoreinheit 30' und die Sensoreinheit 30 gemessen wurden, wenn die Helligkeit der Quelle des Lichtrauschens variiert wurde.

16 ist ein Flussdiagramm der Funktionsweise der Datenverarbeitungsschaltung 50 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

17(a) ist ein Beispiel von Pulswellen-Analysedaten MKD, (b) von Körperbewegungs-Analysedaten TKD und (c) von Pulswellen-Analysedaten nach dem Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD'.

18 ist eine Draufsicht der Sensoreinheit 30 gemäß einer alternativen Version des ersten Beispiels.

19 ist ein Schaltplan, der den elektrischen Aufbau einer Sensoreinheit 30 gemäß dieser alternativen Version des ersten Beispiels zeigt.

20 wird verwendet, um das Prinzip eines optischen Sensors für reflektiertes Licht gemäß einem zweiten Beispiel zu erläutern.

21 ist eine graphische Darstellung, welche die Verteilung der Lichtabsorption zeigt, wenn sich der Körper in einem Ruhezustand ohne Bewegung befindet und Licht von einer äußeren Quelle zu den Blutgefäßen des Körpers emittiert wird.

22 ist eine graphische Darstellung, welche die Änderung des Blutdruckes von Blut zeigt, das aus dem Herz gepumpt wird.

23 ist eine graphische Darstellung des molaren Extinktionskoeffizienten von reduziertem Hämoglobin Hb und oxygeniertem Hämoglobin HbO².

24 ist eine graphische Darstellung der Kennlinie der Lichtemission einer LED 310 gemäß diesem zweiten Beispiel.

25 ist ein Schaltplan, der den elektrischen Aufbau einer Sensoreinheit 300 gemäß diesem zweiten Beispiel zeigt.

26 ist ein Funktionsblockschaltbild der Datenverarbeitungsschaltung 500 gemäß diesem zweiten Beispiel.

27(a) ist ein typisches Beispiel des Körperbewegungs-Signalspektrums beim Laufen, und (b) ist ein typisches Beispiel des Körperbewegungs-Signalspektrums beim Gehen.

28 ist eine graphische Darstellung der Kennlinie der Lichtemission einer LED 310', die in einer Vergleichs-Sensoreinheit 300' verwendet wird.

29 ist eine graphische Darstellung, die ein Beispiel der Ausgangssignalwelle der Vergleichs-Sensoreinheit 300' und das Ergebnis der darauf angewendeten Frequenzanalyse zeigt.

30 ist eine graphische Darstellung, die ein Beispiel der Ausgangssignalwelle der Sensoreinheit 300 und das Ergebnis der darauf angewendeten Frequenzanalyse zeigt.

31 ist ein Flussdiagramm des Vorgangs der Berechnung der Schrittzahl pro Minute durch den Berechner der Schrittzahl pro Minute 540 gemäß diesem zweiten Beispiel.

32 ist eine Schnittdarstellung einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem dritten Beispiel.

33 ist eine Draufsicht der Rückseite der Sensoreinheit 301 gemäß einer ersten Version dieses dritten Beispiels.

34 ist ein Blockschaltbild, das den elektrischen Aufbau der Sensoreinheit 301 gemäß einer ersten Version dieses dritten Beispiels zeigt.

35 ist ein Schaltplan eines beispielhaften Differenzoperators 340 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

36 ist ein Schaltplan einer Sensoreinheit 301 gemäß einer zweiten Version dieses dritten Beispiels.

37 ist ein Blockschaltbild einer Datenverarbeitungsschaltung 501 gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

38 ist eine graphische Darstellung der Signalform eines Pulswellensignals und der Frequenzanalyse derselben gemäß diesem bevorzugten Beispiel.

39 ist eine Draufsicht einer Sensoreinheit 301 gemäß einer alternativen Version dieses dritten Beispiels.

40 ist ein Blockschaltbild einer Datenverarbeitungsschaltung 502 gemäß einem vierten Beispiel.

41 ist eine graphische Darstellung der Signalform des Ausgangssignals, gemessen als ein erster Vergleich, und der Frequenzanalyse derselben.

42 ist eine graphische Darstellung der Signalform des Ausgangssignals, gemessen als ein zweiter Vergleich, und der Frequenzanalyse derselben.

43 ist eine graphische Darstellung der Signalform des Ausgangssignals, gemessen als ein dritter Vergleich, und der Frequenzanalyse derselben.

44 ist eine graphische Darstellung der Signalform des Ausgangssignals, gemessen bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, und der Frequenzanalyse derselben.

45 ist ein Blockschaltbild einer Datenverarbeitungsschaltung 503 gemäß einem fünften Beispiel.

46 ist eine Schnittdarstellung einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem sechsten Beispiel.

47 ist ein Schaltplan, der den elektrischen Aufbau einer Sensoreinheit 302 gemäß diesem bevorzugten Beispiel zeigt.

48 ist eine graphische Darstellung des Zusammenhangs zwischen der Wellenlänge des Lichts, das für die Messung verwendet wird, und dem prozentualen Anteil des Pulsspektrums in dem Körperbewegungsspektrum, beruhend auf Messwerten, die an der Basis des Fingers erhalten wurden.

49 ist eine graphische Darstellung des Zusammenhangs zwischen der Wellenlänge des Lichts, das für die Messung verwendet wird, und dem prozentualen Anteil des Pulsspektrums in dem Körperbewegungsspektrum, beruhend auf Messwerten, die an der Rückseite des Handgelenks erhalten wurden.

Nachfolgend wird eine Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem ersten Beispiel der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren beschrieben.

1 ist eine Außenansicht einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem ersten Beispiel der vorliegenden Erfindung. Wie in dieser Figur dargestellt, umfasst ein Pulswellen-Messgerät 1 (Messvorrichtung für biologische Informationen) in erster Linie einen Hauptteil 10, der die Konstruktion einer Armbanduhr aufweist; ein Kabel 20, das von diesem Hauptteil abgeht; eine Sensoreinheit 30, die am Ende dieses Kabels 20 angeordnet ist; und ein Sensorhalteband 40 zum Festhalten dieser Sensoreinheit 30 an einem Finger.

Der Hauptteil 10 umfasst ein Uhrengehäuse 11 mit einer eingebauten Uhrenfunktion und ein Armband 12 zum Festhalten dieses Uhrengehäuses 11 am Handgelenk. Die Oberfläche des Uhrengehäuses 11 weist eine Flüssigkristallanzeige 13 zum Anzeigen, zusätzlich zur aktuellen Uhrzeit und zum Datum, von Pulswelleninformationen (biologischen Informationen) auf der Grundlage eines Detektionsergebnisses von der Sensoreinheit 30 auf. In das Uhrengehäuse 11 eingebaut sind ein Beschleunigungsdetektor 60 und eine Datenverarbeitungsschaltung 50, welcher ein Pulswellensignal Vm, das heißt das Detektionsergebnis von der Sensoreinheit 30, zugeführt wird. Eine Körperbewegung wie etwa ein Schwenken des Handgelenks wird von dem Beschleunigungsdetektor 60 als Körperbewegungssignal Vt detektiert. Die Datenverarbeitungsschaltung 50 verarbeitet das Pulswellensignal Vm und das Körperbewegungssignal Vt, um die Pulsfrequenz und andere biologische Informationen zu erzeugen. Es ist anzumerken, dass außerdem Druckknöpfe 111 und 112 an der Außenseite des Uhrengehäuses 11 vorgesehen sind, zum Einstellen der Uhrzeit, Wechseln des Anzeigemodus und für andere Bedienvorgänge.

Die Energiequelle für das Pulswellen-Messgerät 1 ist eine Batterie im Uhrengehäuse 11. Das Kabel 30 liefert Strom von der Batterie zur Sensoreinheit 30 und ermöglicht, dass Detektionsergebnisse von der Sensoreinheit 30 in die Datenverarbeitungsschaltung 50 im Uhrengehäuse 11 eingegeben werden. Das Sensorhalteband 40 weist bei dieser beispielhaften Ausführungsform einen daran angebrachten Klettverschluss auf, so dass es, wie in 1 dargestellt, die Sensoreinheit 30 fest an der Basis des Fingers halten kann.

Eine scheibenförmige Sensoreinheit 30 ist an der Innenfläche des Sensorhaltebandes 40 befestigt, derart, dass die Lichtemitterdiode (im Weiteren als LED bezeichnet) 31 und die Photodioden 32 und 33 in einer dem Finger zugewandten Position gehalten werden, wie in 2 dargestellt. Wenn die LED 31 Licht zum Finger emittiert, wird emittiertes Licht von Hämoglobin in dem durch Blutkapillaren in den Fingergeweben fließenden Blut absorbiert; emittiertes Licht, welches nicht absorbiert wird, wird von dem Gewebe reflektiert, und das reflektierte Licht wird von den Photodioden 32 und 33 empfangen und entsprechend der Menge des empfangenen Lichts in ein elektrisches Signal umgewandelt.

Das Material des Sensorhaltebandes 40 ist vorzugsweise eines, welches kein Licht durchlässt. Daher fällt selbst dann, wenn das Pulswellen-Messgerät 1 im Freien verwendet wird, kein natürliches Licht direkt auf die Photodioden 32 und 33 ein.

Im Folgenden wird der Aufbau der Sensoreinheit 30 (Vorrichtung zur Photodetektion vom Reflexionstyp) beschrieben. 3 ist eine Draufsicht der Sensoreinheit, und 4 ist eine Schnittdarstellung der Sensoreinheit. Wie in 3 und 4 dargestellt, sind die LED 31 und die Photodioden 32 und 33 auf einer Fläche einer Leiterplatte 36 ausgebildet. Ein Operationsverstärker 34 und ein Schaltungselement 35 sind auf der Rückseite der Leiterplatte 36 angebracht. Der Operationsverstärker 34 und das Schaltungselement 35 verstärken die Differenz zwischen den Ausgangssignalen von den Photodioden 32 und 33. Dies wird weiter unten näher beschrieben. Außerdem ist ein Gehäuseoberteil 38, in welchem durchsichtiges Glas 37 gehalten wird, um den Rand der Oberseite der Leiterplatte 36 herum angebracht. Dieses durchsichtige Glas 37 schützt die LED 31 und die Photodioden 32 und 33, während es den Durchgang von Licht ermöglicht. Außerdem ist ein Gehäuseunterteil 39 mit einer Öffnung zur Durchführung des Kabels 20 auf der Rückseite der Leiterplatte 35 angebracht.

In diesem Beispiel befindet sich der Operationsverstärker 34 in der Sensoreinheit 30. Selbst wenn ein Operationsverstärker 34 mit hoher Eingangsimpedanz im Hauptteil 10 untergebracht ist, wird die Leitungslänge durch die Länge des Kabels 20 vergrößert, und das Kabel 20 wirkt wie eine Antenne für ein Rauschen. Der Operationsverstärker 34 ist deshalb innerhalb der Sensoreinheit 30 untergebracht, um die Leitungslänge von den Photodioden 32 und 33 zum Operationsverstärker 34 zu verkürzen und somit die Einleitung eines Rauschens zu verhindern.

Wie aus den Figuren ersichtlich ist, sind die LED 31 und die Photodioden 32 und 33 bei dieser beispielhaften Ausführungsform in einer Linie angeordnet, und sie sind insbesondere so angeordnet, dass der Abstand L1 kleiner ist als der Abstand L2 ist (L1 < L2), wobei der Abstand L1 der Abstand vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 31 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 32 ist und der Abstand L2 der Abstand vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 31 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 33 ist. Das heißt, die Photodiode 33 ist so angeordnet, dass der Abstand L2 von ihrem Photodetektions-Mittelpunkt zum Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 31 vom Abstand L1 vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 31 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 32 verschieden ist. Infolgedessen ist der optische Weg von der LED 31 zur Photodiode 33 länger als der Weg von der LED 31 zur Photodiode 32.

Es ist außerdem anzumerken, dass emittiertes Licht von der LED 31 auch durch Körpergewebe absorbiert und gestreut wird, und nicht nur durch Hämoglobin im Blut, obwohl eine gewisse Veränderung mit der Wellenlänge vorhanden ist. Daher wird, sobald die Weglänge einen gewissen Wert erreicht, emittiertes Licht durch das Übertragungsmedium, das heißt Körpergewebe, absorbiert und gestreut, und es fällt im Wesentlichen kein reflektiertes Licht auf die Photodioden 32 und 33 ein. Bei dieser beispielhaften Ausführungsform wird der Abstand L1 so bestimmt, dass eine geringe Absorption und Streuung durch Gewebe vorhanden ist und der Blutfluss von der Photodiode 32 detektiert werden kann, und der Abstand L2 wird so bestimmt, dass im Wesentlichen kein reflektiertes Licht auf die Photodiode 33 einfällt. Ein Pulswellensignal wird daher dem Ausgangssignal von der Photodiode 32 überlagert, und ein Pulswellensignal erscheint nicht im Ausgangssignal der Photodiode 33.

5 ist ein Schaltplan, der den elektrischen Aufbau der Sensoreinheit zeigt. Wie in der Figur dargestellt, ist die Anode der LED 31 mit der positiven Stromquelle +V verbunden, und die Kathode ist über den Widerstand 351 mit Erde verbunden. Der Widerstand 351 funktioniert als ein Strombegrenzungswiderstand, um sicherzustellen, dass ein gewünschter Strom zur LED 31 fließt.

Die Kathode der Photodiode 32 ist mit der positiven Stromquelle +V verbunden, und die Anode ist mit der Kathode der Photodiode 33 verbunden. Die Anode der Photodiode 33 ist mit der negativen Stromquelle –V verbunden. Der Knotenpunkt X zwischen den Photodioden 32 und 33 ist mit einer negativen Eingangsklemme des Operationsverstärkers 34 verbunden, und die positive Eingangsklemme des Operationsverstärkers 34 ist mit Erde verbunden. Das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 34 wird über einen Widerstand 352 zu seiner negativen Eingangsklemme zurückgeführt. Die Eingangsimpedanz dieses Operationsverstärkers 34 ist extrem hoch, und der Verstärkungsfaktor ist ebenfalls hoch. Es ist ein virtueller Kurzschluss zwischen der negativen Eingangsklemme und der positiven Eingangsklemme des Operationsverstärkers 34 vorhanden. Infolgedessen sind die Photodioden 32 und 33 in Sperrrichtung vorgespannt, und wenn Licht auf sie einfällt, erzeugen sie einen Strom, der von der Menge des detektierten Lichts bestimmt wird.

Die Volllinie in 6 gibt die Spektralempfindlichkeit der Photodioden 32 und 33 bei dieser beispielhaften Ausführungsform an. Aus dieser Figur ersehen wir, dass die Photodioden 32 und 33 einen Peak der Empfindlichkeit bei ungefähr 700 nm aufweisen. Wie in 7 dargestellt, weist die Kennlinie der Lichtemission der LED 32 einen Peak bei ungefähr 560 nm mit einer Halbwertsbreite des Peaks von ungefähr 25 nm auf.

Das Prinzip der photoelektrischen Umwandlung durch eine Photodiode besteht darin, dass, wenn Licht auf eine Sperrschicht einfällt, die durch eine Vorspannung in Sperrrichtung zwischen der Anode und der Kathode gebildet wird, Elektronen erregt werden und freie Elektronen freigesetzt werden, welche sich wieder mit Löchern verbinden und ermöglichen, dass Strom von der Kathode zur Anode fließt. Daher ist, wenn die Richtung des Stroms i1 und i2 wie in 5 dargestellt ist, i1 positiv, und i2 ist negativ. 8 zeigt den Zusammenhang zwischen Spannung und Stromstärke am Knotenpunkt X, wenn der Stromkreis am Punkt Y in 5 unterbrochen wird. Wie in der Figur dargestellt, erhöht sich, wenn die auf die Photodiode 32 einfallende Leuchtdichte wie in der Figur dargestellt zunimmt, die Stromstärke i1, und wenn die auf die Photodiode 33 einfallende Leuchtdichte zunimmt, verringert sich die Stromstärke i2.

Es ist anzumerken, dass das auf die Photodioden 32 und 33 einfallende Licht zusätzlich zu dem emittierten Licht der LED 32, das von den Geweben reflektiert wird, Außenlicht enthält. Wenn zum Beispiel das Pulswellen-Messgerät 1 im Freien verwendet wird, fällt natürliches Licht von der Haut ein, welche nicht von dem Sensorhalteband 40 am Finger bedeckt ist, durchläuft Gewebe im Finger und fällt auf die Photodioden 32 und 33 als Außenlicht ein. Da der Finger gleichmäßig natürlichem Licht ausgesetzt ist, ist die Leuchtdichte (Intensität) von Außenlicht, das auf die Photodioden 32 und 33 einfällt, gleich, wenn der Abstand zwischen den Photodioden 32 und 33 kurz ist. Bei dieser beispielhaften Ausführungsform werden daher die relativen Positionen der Photodioden 32 und 33 so bestimmt, dass die Leuchtdichte (Intensität) von Außenlicht gleich ist.

Es werde angenommen, dass Pa und Pb die Leuchtdichten von Licht sind, das auf die Photodioden 32 bzw. 33 als Reflexionen von emittiertem Licht von der LED 32 einfällt, und dass Pc die Leuchtdichte von Außenlicht ist. Außerdem seien ia, ib und ic die Ströme, die in Reaktion auf die Leuchtdichten Pa, Pb und Pc erzeugt werden. Bei dieser beispielhaften Ausführungsform können i1 und i2, die in 5dargestellt sind, aus den folgenden Gleichungen abgeleitet werden. i1 = ia + ic i2 = –ib – ic

Der Strom i1 und der Strom i2 werden am Knotenpunkt X addiert, und der Strom i1 + i2, der zum Operationsverstärker 34 fließt, ist daher (ia – ib). Das heißt, die Ströme ic und –ic, die für die Leuchtdichte Pc des Außenlichts erzeugt werden, heben sich gegenseitig auf, und es fließt ein Strom, der von dem reflektierten Licht der LED 31 abhängig ist, zum Operationsverstärker 34. Infolgedessen ist das Pulswellensignal Vm nur von der Leuchtdichte Pa und Pb abhängig. 9 zeigt den Zusammenhang zwischen dem Pulswellensignal Vm und der Leuchtdichte Pa und Pb.

Es ist ferner anzumerken, dass die relativen Positionen der LED 31 und der Photodioden 32 und 33, wie oben beschrieben, so bestimmt werden, dass reflektiertes Licht auf die Photodiode 32 einfällt und dass im Wesentlichen kein Einfall von reflektiertem Licht auf die Photodiode 33 vorhanden ist. Daher kann der Strom i1 + i2 durch die folgende Gleichung approximiert werden, da die Leuchtdichte Pb relativ zur Leuchtdichte Pa extrem gering ist. i1 + i2 = ia – ib ≈ ia

Daher ist das Pulswellensignal Vm von der Leuchtdichte Pa des auf die Photodiode 32 einfallenden reflektierten Lichts abhängig.

Wenn eine so aufgebaute Sensoreinheit 30 durch ein Sensorhalteband 40 an der Basis eines Fingers gehalten wird, wie in 1 dargestellt, werden die LED 31 und die Photodioden 32 und 33 in Positionen gehalten, in denen ihre Licht emittierende Fläche bzw. photodetektierenden Flächen der Oberfläche des Fingers zugewandt sind. Wenn die LED 31dann, während sie so positioniert ist, Licht zu dem Finger emittiert, wird vom Körper reflektiertes Licht von den Photodioden 32 und 33 detektiert. Es ist anzumerken, dass selbst dann, wenn Außenlicht von der Haut, welche nicht durch das Sensorhalteband 40 am Finger bedeckt ist, eindringt und auf die Photodioden 32 und 33 einfällt, die Außenlichtkomponenten sich gegenseitig aufheben. Es ist daher möglich, nur ein Pulswellensignal Vm, das dem Pulsschlag entspricht, über das Kabel 20 in den Hauptteil 10 einzugeben.

Als Nächstes wird die Datenverarbeitungsschaltung 50 unter Bezugnahme auf 10 beschrieben. 10 ist ein Blockschaltbild der Funktionen einer Datenverarbeitungsschaltung. In 10 bezeichnet das Bezugszeichen 51 einen Pulswellen-Signalwandler zum Umwandeln des Pulswellensignals Vm von der Sensoreinheit 30 aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal und Ausgeben desselben als Pulswellendaten MD; 52 ist ein Körperbewegungs-Signalwandler zum Umwandeln des Körperbewegungssignals Vt aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal und Ausgeben desselben als Körperbewegungsdaten TD; 53 ist ein RAM oder anderer Speicher zum Speichern von Pulswellendaten MD und Körperbewegungsdaten TD.

Das Bezugszeichen 54 bezeichnet einen Pulswellen-Frequenzanalysator zum Erzeugen von Pulswellen-Analysedaten MKD mittels Durchführung einer Frequenzanalyse der aus dem Speicher 53 gelesenen Pulswellendaten MD; und 55 bezeichnet einen Körperbewegungs-Frequenzanalysator zum Erzeugen von Körperbewegungs-Analysedaten TKD mittels Durchführung einer Frequenzanalyse der aus dem Speicher 53 gelesenen Körperbewegungsdaten TD. Für diese Frequenzanalyse können verschiedene Verfahren angewendet werden. Im vorliegenden Beispiel wird eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier Transform, FFT) angewendet, da die Analyse in einer kurzen Betriebszeit abgeschlossen werden kann.

Das Bezugszeichen 56 bezeichnet einen Pulswellenkomponenten-Extraktor zum Erzeugen von Pulswellen-Analysedaten nach dem Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD', das heißt von Pulswellen-Analysedaten MKD, aus welchen die Körperbewegungskomponente entfernt worden, ist, auf der Grundlage der Pulswellen-Analysedaten MKD und der Körperbewegungs-Analysedaten TKD. Genauer, er entfernt die Frequenzkomponente des Spektrums, die den Spektralfrequenzen der Körperbewegungs-Analysedaten TKD entspricht, aus den Frequenzkomponenten des Spektrums der Pulswellen-Analysedaten MKD, um Pulswellen-Analysedaten nach Entfernung der Körperbewegungskomponente MKD' zu erzeugen.

Das Bezugszeichen 57 bezeichnet einen Pulsfrequenzberechner zum Bestimmen der Grundfrequenz Fm1 der Pulswellenkomponente anhand der Pulswellen-Analysedaten nach Entfernung der Körperbewegungskomponente MKD' und Berechnen von 60/Fm1, um die Pulsfrequenz HR zu erzeugen. Die Pulsfrequenz HR wird auf diese Weise der Flüssigkristallanzeige 13 zugeführt und angezeigt. Der Benutzer kann somit seine eigene Pulsfrequenz feststellen, sogar während er joggt oder trainiert.

Es ist ferner anzumerken, dass die Datenverarbeitungsschaltung 50 insbesondere eine Zentraleinheit (Central Processing Unit, CPU), einen Direktzugriffsspeicher (Random Access Memory, RAM) als Arbeitsspeicher für die CPU und einen Nur-Lese-Speicher (Read-Only Memory, ROM) zum Speichern eines Programms, das die oben beschriebenen Funktionen beinhaltet, umfasst.

Die Funktionsweise dieses bevorzugten Beispiels wird im Folgenden unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren beschrieben.

Die Funktionsweise der Sensoreinheit 30 wird zunächst im Vergleich mit der Funktionsweise einer Vergleichs-Sensoreinheit beschrieben. 11 ist ein Schaltplan einer für Vergleichszwecke vorbereiteten Vergleichs-Sensoreinheit 30'. Die Vergleichs-Sensoreinheit 30' ist die in 5 dargestellte Sensoreinheit 30 ohne die Photodiode 33 und ist zu einer herkömmlichen Sensoreinheit äquivalent.

Die Erfinder der vorliegenden Erfindung haben unter Verwendung dieser Vergleichs-Sensoreinheit 30' und der Sensoreinheit 30 einen Vergleichstest durchgeführt. 12 ist ein Blockschaltbild des für diesen Vergleichstest verwendeten Systems. Bei diesem Vergleichstest wurden die Vergleichs-Sensoreinheit 30' und die Sensoreinheit 30 an der Basis eines Fingers getragen und Licht ausgesetzt, das von einer Rauschquelle N bei einer Frequenz von 2,2 Hz mit einer Leuchtdichtendifferenz von 5000 Lux als Außenlicht-Rauschen emittiert wurde. Genauer, die Rauschquelle N wurde so gesteuert, dass sie ein Licht von 5000 Lux mit einer Frequenz von 2,2 Hz ein- und ausschaltete. Die Ausgangssignale von der Vergleichs-Sensoreinheit 30' und der Sensoreinheit 30 wurden dann unter Verwendung eines Schalters SW geschaltet und durch einen Verstärker A mit einem Verstärkungsfaktor von ungefähr 6000 verstärkt, und die verstärkten Signale wurden durch einen Frequenzanalysator S analysiert.

13 zeigt die Ergebnisse einer Analyse des Ausgangssignals von der Vergleichs-Sensoreinheit 30', und 14 zeigt die Ergebnisse einer Analyse des Ausgangssignals von der Sensoreinheit 30. Wie in 13 dargestellt, wird das Ausgangssignal der Vergleichs-Sensoreinheit 30' durch Außenlicht beeinflusst und weist ein Rauschspektrum Sn in der Nähe von 2,2 Hz auf. In diesem Beispiel befindet sich das Pulswellenspektrum Sm bei ungefähr 1,7 Hz. Die Leistung des Pulswellenspektrums Sm ist nur halb so groß wie die des Rauschspektrums Sn. Daher wird, wenn die Vergleichs-Sensoreinheit 30' in dem Pulswellen-Messgerät 1 verwendet wird, das Rauschspektrum Sn mit dem Pulswellenspektrum Sm falsch detektiert, und es wird eine falsche Pulsfrequenz HR berechnet.

Im Vergleich hierzu ist, wie in 14 dargestellt, im Ausgangssignal der Sensoreinheit 30 kein Rauschspektrum Sn vorhanden. Daher kann ein Pulswellen-Messgerät 1, das diese Sensoreinheit 30 verwendet, eine Pulsfrequenz HR auf der Grundlage eines genauen Pulswellenspektrums Sm berechnen.

Als Nächstes veränderten die Erfinder die Leuchtdichtendifferenz der Rauschquelle N für die Vergleichs-Sensoreinheit 30' und die Sensoreinheit 30, um den Zusammenhang zwischen Leistung des Rauschspektrums und Leistung des Pulswellenspektrums zu messen. 15 ist eine graphische Darstellung der Messergebnisse. Die vertikale Achse in diesem Diagramm entspricht der relativen Leistung Q (Leistung des Rauschspektrums/Leistung des Pulswellenspektrums + Leistung des Rauschspektrums), und die horizontale Achse entspricht der Leuchtdichtendifferenz der Rauschquelle N. Da diese Rauschkomponente abnimmt, wenn die relative Leistung Q abnimmt, kann das Pulswellenspektrum Sm genau detektiert werden.

Wenn sich die Leistung des Rauschspektrums im Ausgangssignal der Vergleichs-Sensoreinheit 30' erhöht, wächst die relative Leistung Q, und wenn die Leistung des Rauschspektrums ungefähr 8000 Lux beträgt, sind die Leistung des Rauschspektrums und die Leistung des Pulswellenspektrums gleich. Wenn die Leistung des Rauschspektrums auf 40.000 Lux wächst, beträgt die relative Leistung ungefähr 100%.

Wenn das Pulswellenspektrum Sm und das Rauschspektrum Sn anhand der spektralen Leistung unterschieden werden, kann die Vergleichs-Sensoreinheit 30' nicht bei mehr als ungefähr 8000 Lux verwendet werden.

Im Vergleich hierzu ist das Ausgangssignal der Sensoreinheit 30 völlig unbeeinflusst von einem Rauschen, unabhängig von der Leistung des Rauschspektrums. Dies bedeutet, dass selbst im Freien mitten im Sommer das Pulswellenspektrum Sm genau detektiert werden kann, ohne dass es durch Außenlicht beeinflusst wird.

Im Folgenden wird die Funktionsweise der Datenverarbeitungsschaltung 50 unter Bezugnahme auf das Flussdiagramm in 16 beschrieben. Zuerst wandelt der Pulswellen-Signalwandler 51 das Pulswellensignal Vm aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal um, um Pulswellendaten MD zu erzeugen (Schritt S1), und der Körperbewegungs-Signalwandler 52 wandelt das Körperbewegungssignal Vt aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal um, um Körperbewegungsdaten TD zu erzeugen (Schritt 2). Der Speicher 53 speichert Pulswellendaten MD und Körperbewegungsdaten TD (Schritt 3).

Anschließend wendet der Pulswellen-Frequenzanalysator 54 einen Prozess der schnellen Fourier-Transformation auf die aus dem Speicher 53 gelesenen Pulswellendaten MD an, um Pulswellen-Analysedaten MKD zu erzeugen (Schritt S4). In diesem Fall wird das Pulswellensignal Vm von einer Körperbewegung wie etwa einem Schwingen des Arms oder einer Auf- und Abbewegung des Körpers beeinflusst, und eine Körperbewegungskomponente wird den Pulswellen-Analysedaten MKD überlagert, zusätzlich zu der echten Pulswellenkomponente. Ein Beispiel von Pulswellen-Analysedaten MKD ist in 17(a) dargestellt. Die Frequenzkomponenten um 1,5 Hz und 3 Hz herum in 17(a) sind Körperbewegungskomponenten.

Danach wendet der Körperbewegungs-Frequenzanalysator 55 einen Prozess der schnellen Fourier-Transformation auf die aus dem Speicher 53 gelesenen Körperbewegungsdaten TD an, um Körperbewegungs-Analysedaten TKD zu erzeugen (Schritt S5). Ein Beispiel von Körperbewegungs-Analysedaten TKD ist in 17(b) dargestellt. Die Spektralfrequenzen der Körperbewegungs-Analysedaten TKD stimmen in diesem Falle mit den Spektralfrequenzen überein, die zu der Körperbewegungskomponente der Pulswellen-Analysedaten MKD gehören. Es ist anzumerken, dass, obwohl die Spektralfrequenzen in diesem Fall übereinstimmen, sie sich auch unterscheiden können. Dies liegt daran, dass, während das Körperbewegungssignal TH direkt als Beschleunigung detektiert wird, die zum Beispiel durch Schwingen des Arms verursacht wird, der Blutfluss zum Beispiel durch Blutgefäße und Gewebe beeinflusst wird.

Dann entfernt der Pulswellenkomponenten-Extraktor 56 die Frequenzkomponenten des Spektrums, die den einzelnen Spektralfrequenzen der Körperbewegungs-Analysedaten TKD entsprechen, aus den Frequenzkomponenten des Spektrums der Pulswellen-Analysedaten MKD, um die Pulswellen-Analysedaten nach Entfernung der Körperbewegungskomponente MKD' zu erzeugen. Es ist daher selbst dann möglich, mittels dieses Prozesses die Körperbewegungskomponente aus den Pulswellen-Analysedaten MKD zu entfernen und die Pulswellenkomponente zu extrahieren, wenn sich die Spektralleistung der Körperbewegungskomponente in den Pulswellen-Analysedaten MKD und den Körperbewegungs-Analysedaten TKD unterscheidet. Wenn zum Beispiel die Pulswellen-Analysedaten MKD und Körperbewegungs-Analysedaten TKD die Form wie in 17(a) und (b) dargestellt haben, haben die Pulswellen-Analysedaten nach Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD' die Form wie in 17(c).

Als Nächstes identifiziert der Pulsfrequenzberechner 57 die Grundfrequenz Fm1 der Pulswellenkomponente anhand der Pulswellen-Analysedaten nach Entfernung der Körperbewegungskomponente MKD' und berechnet 60/Fm1, um die Pulsfrequenz HR zu erzeugen. Die Grundfrequenz Fm1 der Pulswellenkomponente wird erhalten, indem die Frequenz mit der größten Spektralleistung in den Pulswellen-Analysedaten nach Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD' bestimmt wird. Genauer, die Spektralleistungen werden der Reihe nach verglichen, um die größte zu finden. Wenn zum Beispiel die Pulswellen-Analysedaten nach Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD' die Form wie in 17(c) dargestellt haben, wird F1 als die Grundfrequenz Fm1 der Pulswellenkomponente identifiziert.

In diesem bevorzugten Beispiel können die Auswirkungen von Außenlicht unter Anwendung einer einfachen Konstruktion zuverlässig annulliert werden, da der Abstand zwischen der LED 31 und den Photodioden 32 und 33 unterschiedlich ist und beide Photodioden 32 und 33 in Positionen angebracht sind, wo Außenlicht gleich stark einfällt. Infolgedessen kann das Pulswellen-Messgerät 1 mitten im Sommer im Freien verwendet werden. Ferner kann die Pulsfrequenz HR selbst während des Laufens oder sonstigen Trainierens detektiert werden, da das Pulswellensignal Vm einer Frequenzanalyse unterzogen wird, um die Körperbewegungskomponente zu entfernen. Infolgedessen kann ein Benutzer seinen Gesundheitszustand während des Laufens überwachen und kann daher effizienter trainieren.

Das erste bevorzugte Beispiel, das oben beschrieben wurde, ist nicht das einzige, und es sind verschiedene alternative Versionen möglich, die nachfolgend beschrieben werden.

• (1) In dem oben beschriebenen ersten Beispiel wird eine Sensoreinheit 30 zum Detektieren eines Pulswellensignals als ein Beispiel einer Photodetektionsvorrichtung vom Reflexionstyp beschrieben. Die vorliegende Erfindung soll jedoch nicht auf diese Anwendung beschränkt sein, und sofern die Photodetektionsvorrichtung vom Reflexionstyp ein Lichtemissionsmittel und photoelektrische Umwandlungsmittel umfasst und die Menge des emittierten Lichts von dem Lichtemissionsmittel detektiert, welches von einem detektierten Objekt reflektiert wird, kann sie auf beliebige Weise verwendet werden. Zum Beispiel kann sie auf ein Gerät zum Zählen der Anzahl von Produkten auf der Fertigungslinie eines gefertigten Produkts angewendet werden, oder in einem Gerät zum Detektieren des Vorhandenseins von Papier in einem Fotokopierer.
• (2) In dem oben beschriebenen ersten Beispiel sind die LED 31 und die Photodioden 32 und 33 der Sensoreinheit 30 in einer linearen Ausrichtung angeordnet, wie in 3 dargestellt, doch dies ist nicht die einzige Anordnung. Das heißt, sofern der Abstand L1 von der LED 31 zur Photodiode 32 und der Abstand L2 von der LED 31 zur Photodiode 33 unterschiedlich sind, können sie sich in beliebigen gewünschten Positionen relativ zueinander befinden. Zum Beispiel kann, wie in 18 dargestellt, die Linie zwischen der LED 31 und der Photodiode 32 senkrecht zu der Linie sein, welche die Photodioden 32 und 33 verbindet.
• (3) Die Sensoreinheit (30) in dem oben beschriebenen ersten Beispiel kann so konfiguriert sein, wie in 19 dargestellt. Der Schaltplan der Sensoreinheit 30, der in 19 dargestellt ist, unterscheidet sich von dem in 5 dargestellten darin, dass die Kathode der Photodiode 32 und die Anode der Photodiode 33 geerdet sind. In diesem Falle können, wie bei der oben beschriebenen Ausführungsform, der Strom i1 und der Strom i2 am Knotenpunkt X addiert werden, und der Strom ic, welcher der Leuchtdichte Pc des Außenlichts entspricht, kann annulliert werden.
• (4) In dem oben beschriebenen ersten Beispiel werden die Kennlinien der Spektralempfindlichkeit der Photodioden 32 und 33 als durch die Volllinie in 6 angegeben beschrieben, doch sie können stattdessen eine Peakwellenlänge von ungefähr 950 nm aufweisen, wie durch die punktierte Linie in 6 angegebenen ist. Es ist bekannt, dass im Allgemeinen ein Blutfluss in einem Abstand von bis zu ungefähr 3 mm von der Hautoberfläche gemessen werden kann, wenn Licht mit einer Wellenlänge von 300 nm bis 600 nm als Detektionslicht verwendet wird. Dies liegt daran, dass kurzwelliges Licht leicht von Körpergeweben absorbiert oder gestreut wird. Eine gute Beständigkeit gegenüber den Wirkungen von Außenlicht kann daher erreicht werden, wenn der Wellenlängenbereich des Detektionslichts der Bereich von 300 nm bis 600 nm ist, da Außenlicht in dem Wellenlängenbereich von 300 nm bis 600 nm durch Körpergewebe absorbiert oder gestreut wird. Spezielle Geräte, bei denen die Spektralempfindlichkeit auf diesen Bereich begrenzt ist, sind jedoch teuer. Andererseits sind Photodioden, die eine Kennlinie der Spektralempfindlichkeit aufweisen, wie in dem ersten Beispiel oben beschrieben oder wie durch die punktierte Linie in 6 angegeben ist, kostengünstig und weisen stabile Eigenschaften auf. Da die Wirkungen von Außenlicht in dem oben beschriebenen ersten Beispiel annulliert werden können, kann das Pulswellensignal Vm genau detektiert werden, indem eine Photodiode verwendet wird, die eine Kennlinie der Spektralempfindlichkeit aufweist, wie sie durch die Volllinie oder die punktierte Linie in 6 angegeben ist, ohne die Wellenlinie des detektierten Lichts auf 300 nm bis 600 nm zu begrenzen. In diesem Falle kann der Pulsschlag in verschiedenen Arterien einschließlich der Arteria radialis detektiert werden, da emittiertes Licht das Innere des Gewebes erreicht.
• (5) In dem oben beschriebenen ersten Beispiel berechnet die Datenverarbeitungsschaltung 50 die Pulsfrequenz HR anhand von Analysedaten nach dem Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD', jedoch soll die vorliegende Erfindung nicht darauf beschränkt sein. Zum Beispiel kann die niederfrequente Komponente der Analysedaten nach Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD' analysiert werden, um Atmungsinformationen zu berechnen, die hinsichtlich der Atemfrequenz indikativ sind. Außerdem kann eine inverse schnelle Fourier-Transformation auf die Analysedaten nach Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD' angewendet werden, um solche Pulserscheinungen zu detektieren, wie die normale Pulsfrequenz, "schlüpfriger Puls" und "Drahtpuls"*, anhand des Ergebnisses der Analyse. Anders ausgedrückt, die Datenverarbeitungsschaltung 50 kann von einem beliebigen Typ von Schaltung zum Erzeugen von hinsichtlich eines Körperzustands indikativen biologischen Informationen sein, die auf Analysedaten nach Entfernen der Körperbewegungskomponente MKD' beruhen.
• (6) Das oben beschriebene erste Beispiel wurde beispielhaft unter Verwendung der Basis des Fingers als Detektionsort für das Pulswellensignal Vm beschrieben, jedoch kann das Pulswellensignal Vm an einem beliebigen Teil der Haut detektiert werden, indem die Konstruktion der Sensoreinheit 30 entsprechend modifiziert wird. Zum Beispiel sind andere potentielle Detektionsorte der Bereich um den Hals herum, das Ohrläppchen und das Handgelenk.

Das zweite Beispiel der vorliegenden Erfindung betrifft ein Körperbewegungs-Messgerät. Ein Körperbewegungs-Messgerät wird verwendet, um Körperbewegung zu messen, indem ein Teil der Sensoreinheit 30 (Photodetektionsvorrichtung vom Reflexionstyp) bei der oben beschriebenen ersten Ausführungsform der Erfindung modifiziert wird.

Im Folgenden wird das Detektionsprinzip des Körperbewegungssignals dieses bevorzugten Beispiels beschrieben. Ein Körperbewegungs-Messgerät gemäß diesem bevorzugten Beispiel detektiert Körperbewegung unter Verwendung eines optischen Sensors vom Reflexionstyp (Sensoreinheit 300, die weiter unten beschrieben ist), der Photodetektionsmittel und Lichtemissionsmittel umfasst.

20 dient zur Beschreibung des Prinzips des optischen Sensors vom Reflexionstyp. In der Figur sind Lichtemissionsmittel A1 und Photodetektionsmittel B1, die Epidermis Ti sowie Blutkapillaren und Arteriolen C1 dargestellt. Körpergewebe sind zwischen der Epidermis Ti und den Blutgefäßen C1 vorhanden. Blut fließt durch die Blutgefäße C1.

Ein Teil des Lichts, das von den Lichtemissionsmitteln A1 emittiert wird, wird von Körpergeweben und Hämoglobin im Blut absorbiert, und ein anderer Teil wird von Körpergewebe mit dem reflektierten Licht reflektiert, das von dem Photodetektionsmittel B1 detektiert wird. Das Photodetektionsmittel B1 gibt ein Ausgangssignal aus, das der Menge des detektierten Lichts entspricht. Absorption durch Körpergewebe und Absorption durch Hämoglobin im Blut werden daher in dem Ausgangssignal des Photodetektionsmittels B1 widergespiegelt.

21 zeigt die Absorptionsverteilung, wenn die Blutgefäße einer Person Licht von einer äußeren Quelle ausgesetzt werden, während sie ohne eine Körperbewegung ruht; I2 bezeichnet die Absorptionskomponente des Gewebes, I3 die Absorptionskomponente des venösen Blutes und I4 die Absorptionskomponente des arteriellen Blutes.

Wie aus der Figur ersichtlich ist, ist die Absorptionskomponente des Gewebes I2 konstant, da sich die Gewebedichte nicht ändert. Die Absorptionskomponente des venösen Blutes ist ebenfalls konstant. Dies liegt daran, dass in denen Venen kein Puls vorhanden ist und daher keine Änderung der Dichte vorliegt. Dies ist in 22 dargestellt, aus welcher ersichtlich ist, dass der Puls von aus dem Herz gepumptem Blut allmählich dissipiert wird und in den Venen vollständig verschwunden ist.

Andererseits tritt eine Schwankung der Absorptionskomponente des arteriellen Blutes I4 und der Absorptionskomponente des venösen Blutes I3 auf, wenn sich der Körper bewegt, da Körperbewegung den Blutfluss beeinflusst. Außerdem verursacht ein Schwingen der Hände und Arme Schwingungen in den Geweben, welche eine Schwankung der Absorption in den betroffenen Körperteilen zur Folge haben.

Das Ausgangssignal des Photodetektionsmittels B1 kann daher nicht als ein Körperbewegungssignal verwendet werden, indem einfach Licht auf die Blutgefäße C emittiert wird und das von ihnen reflektierte Licht unter Verwendung des Photodetektionsmittels B1 detektiert wird, da eine Schwankung der Absorptionskomponente des arteriellen Blutes I4 vorliegt, unabhängig davon, ob eine Körperbewegung vorliegt.

Andererseits weisen die Absorptionskomponente des Gewebes I2 und die Absorptionskomponenten des Blutes I3 und I4 jeweils eine bestimmte Frequenzkennlinie auf, und die Absorption unterscheidet sich entsprechend der Wellenlänge des emittierten Lichts. 23 zeigt den molaren Extinktionskoeffizienten von reduziertem Hämoglobin Hb und oxygeniertem Hämoglobin HbO². Hierbei ist anzumerken, dass oxygeniertes Hämoglobin HbO² hauptsächlich in arteriellem Blut vorhanden ist und reduziertes Hämoglobin Hb in venösem Blut vorhanden ist. Es ist daher möglich, die mit dem Puls zusammenhängende Absorptionskomponente zu beobachten, indem man nur die Absorption durch oxygeniertes Hämoglobin HbO² betrachtet, da, wie oben angemerkt, in venösem Blut kein Puls vorhanden ist. Wie 23 zeigt, nimmt der Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin HbO² oberhalb von 600 nm sehr stark ab. Andererseits verringert sich die Absorption des Gewebes auch oberhalb von 600 nm nicht.

Daher erfolgt, wenn Licht von den Lichtemissionsmitteln A1 zum Körper im Wellenlängenbereich oberhalb von 600 nm emittiert wird, im Wesentlichen keine Absorption von emittiertem Licht durch oxygeniertes Hämoglobin HbO², und der größte Teil des emittierten Lichts wird von den Geweben absorbiert. Falls zu dieser Zeit eine Körperbewegung vorhanden ist, treten, wie oben erwähnt, Schwingungen des Gewebes auf, und die Menge des emittierten Lichts, das von Geweben absorbiert wird, schwankt dann entsprechend der Körperbewegung. Daher kann, wenn dieses reflektierte Licht von Photodetektionsmitteln B1 detektiert wird, das Ausgangssignal der Photodetektionsmittel B1 als ein Körperbewegungssignal verwendet werden. Im Mittelpunkt dieser zweiten bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung steht das oben beschriebene Prinzip der Detektion von Körperbewegung, um Bewegung des Körpers zu messen.

Das Aussehen eines Körperbewegungs-Messgerätes gemäß diesem zweiten Beispiel ist dasselbe wie das eines Pulswellen-Messgerätes 1 gemäß dem ersten Beispiel der Erfindung, das in 1 dargestellt ist. In diesem zweiten Beispiel wird jedoch eine Sensoreinheit 300 anstelle der Sensoreinheit 30 im ersten Beispiel verwendet. Diese Sensoreinheit 300 ist so aufgebaut, dass sie reflektiertes Licht im Wellenlängenbereich von 600 nm und darüber in ein elektrisches Signal umwandelt, derart, dass ein Körperbewegungssignal Vt, das hinsichtlich der Menge der Körperbewegung indikativ ist, von der Sensoreinheit 30 ausgegeben wird. Daher ist innerhalb des Hauptteils 10 kein Beschleunigungssensor 60 vorgesehen. Außerdem wendet die im Hauptteil 10 vorgesehene Datenverarbeitungsschaltung 50 einen Prozess der schnellen Fourier-Transformation auf das Körperbewegungssignal Vt an und analysiert das Ergebnis dieses Prozesses, um die Schrittzahl pro Minute P zu berechnen.

Der mechanische Aufbau der Sensoreinheit 300 in diesem zweiten Beispiel der Erfindung ist derselbe wie der der Sensoreinheit 30 im ersten Beispiel, mit der Ausnahme, dass anstelle der LED 31 (Lichtemissionsmittel) eine LED 310 verwendet wird. Daher sind die relativen Positionen der LED 310 und der Photodioden 32 und 33 diejenigen, die sich ergeben, wenn die LED 31 in 3 und 4 durch die LED 310 ersetzt wird.

Die Kennlinien der Spektralempfindlichkeit der Photodioden 32 und 33 haben die durch die Volllinie in 6 angegebene Form. Andererseits hat die Kennlinie der Lichtemission der LED 310 die in 24 dargestellte Form. Die Messung durch die Sensoreinheit 300 erfolgt daher in dem Wellenlängenbereich, wo sich die Kennlinien der Photodioden und die Kennlinien der LED überlappen, das heißt in dem Bereich von 630 nm bis 690 nm mit einer mittleren Wellenlänge von 660 nm. Wie in 23 dargestellt, ist die Absorption durch oxygeniertes Hämoglobin HbO² in dem Wellenlängenbereich von 630 nm bis 690 nm reduziert. Infolgedessen wird die Pulswellenkomponente unterdrückt, und die Körperbewegungskomponente macht den größten Anteil an den Ausgangssignalen der Photodioden 32 und 33 aus.

Die LED 310 und die Photodioden 32 und 33 sind in diesem Beispiel auf dieselbe Weise angeordnet wie im ersten Beispiel (siehe 3 und 4). Infolgedessen ist der optische Weg von der LED 310 zur Photodiode 33 länger als der Weg von der LED 310 zur Photodiode 32.

Emittiertes Licht von der LED 310 wird von Körpergeweben absorbiert und gestreut, doch mit zunehmender Weglänge wird dann im Wesentlichen das gesamte emittierte Licht von dem Übertragungsmedium, das heißt den Körpergeweben, absorbiert. Daher fällt, wenn die Weglänge groß ist, im Wesentlichen kein reflektiertes Licht auf die Photodioden 32 und 33 ein. Wie oben im ersten Beispiel beschrieben, wird der in 3 dargestellte Abstand L1 so bestimmt, dass eine relativ geringe Absorption und Streuung durch die Gewebe vorhanden ist und eine Bewegung von Gewebe durch die Photodiode 32 detektiert werden kann. Außerdem wird der in derselben Figur dargestellte Abstand L2 so bestimmt, dass im Wesentlichen kein reflektiertes Licht auf die Photodiode 33 einfällt. Daher spiegelt das Ausgangssignal der Photodiode 32 Änderungen des Gewebes wider, die auf Körperbewegung zurückzuführen sind, doch es ist keine Körperbewegungs-Wellenform im Ausgangssignal der Photodiode 33 vorhanden.

25 ist ein Schaltplan der Sensoreinheit 300. Diese Sensoreinheit 300 unterscheidet sich von der in 5 dargestellten Sensoreinheit 30 darin, dass die LED 31 durch die LED 310 ersetzt ist und der Operationsverstärker 34 ein Körperbewegungssignal Vt ausgibt.

Die Photodioden 32 und 33 sind relativ zueinander so positioniert, dass die Leuchtdichte (Intensität) von Außenlicht, das auf die einfällt, gleich ist, wie im ersten Beispiel beschrieben. Der Strom ic, welcher der Leuchtdichte Pc von Außenlicht entspricht, wird daher durch die Addition des Stroms i1 und des Stroms i2 am Knotenpunkt X annulliert.

Außerdem wird der Abstand L2 von der LED 310 zur Photodiode 33 so bestimmt, dass im Wesentlichen kein Licht von der LED 310 einfällt. Infolgedessen ist die Leuchtdichte Pb relativ zur Leuchtdichte Pa extrem gering. Infolgedessen kann der Strom i1+i2 durch die folgende Gleichung approximiert werden: i1 + i2 = ia – ib ≈ ia

Daher ist das Körperbewegungssignal Vt von der Leuchtdichte Pa des auf die Photodiode 32 einfallenden reflektierten Lichts abhängig.

Wenn eine so aufgebaute Sensoreinheit 300 durch ein Sensorhalteband 40 an der Basis eines Fingers gehalten wird, wie in 1 dargestellt, werden die LED 310 und die Photodioden 32 und 33 in Positionen gehalten, in denen ihre Licht emittierende Fläche bzw. photodetektierenden Flächen der Oberfläche des Fingers zugewandt sind. Wenn die LED 310 dann, während sie so positioniert ist, Licht zu dem Finger emittiert, wird vom Körper reflektiertes Licht von den Photodioden 32 und 33 detektiert. Es ist anzumerken, dass selbst dann, wenn Außenlicht von der Haut, welche nicht durch das Sensorhalteband 40 am Finger bedeckt ist, eindringt und detektiert wird, die Außenlichtkomponenten sich gegenseitig aufheben. Es ist daher möglich, nur ein Körperbewegungssignal Vt, das hinsichtlich der Körperbewegung indikativ ist, über das Kabel 20 in den Hauptteil 10 einzugeben.

Als Nächstes wird die Datenverarbeitungsschaltung 500 in diesem zweiten Beispiel unter Bezugnahme auf 26 beschrieben. Es ist anzumerken, dass die Datenverarbeitungsschaltung 500 innerhalb des Hauptteils 10 untergebracht ist, wie im ersten Beispiel. Die Datenverarbeitungsschaltung 500 umfasst außerdem speziell eine CPU, einen RAM als Arbeitsspeicher für die CPU und einen ROM, der ein Programm zur Realisierung der oben genannten Funktionsblöcke speichert.

26 ist ein Funktionsblockschaltbild der Datenverarbeitungsschaltung 500. In der Figur wandelt der Körperbewegungs-Signalwandler 52 das Körperbewegungssignal Vt von der Sensoreinheit 300 aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal um und gibt Körperbewegungsdaten TD aus. Der Speicher 53 ist ein RAM oder anderer Speicher zum Speichern von Körperbewegungsdaten TD für einen bestimmten Zeitabschnitt. Ein Körperbewegungs-Frequenzanalysator 55 erzeugt Körperbewegungs-Analysedaten TKD mittels Durchführung einer Frequenzanalyse der aus dem Speicher 53 gelesenen Körperbewegungsdaten TD. Für diese Frequenzanalyse können verschiedene Verfahren angewendet werden. Bei der vorliegenden beispielhaften Ausführungsform wird eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier Transform, FFT) angewendet, da die Analyse in einer kurzen Betriebszeit abgeschlossen werden kann.

Als Nächstes berechnet der Berechner der Schrittzahl pro Minute 540 die Schrittzahl pro Minute P anhand der Spektralleistung in den Körperbewegungs-Analysedaten TKD und gibt das berechnete Ergebnis an die Flüssigkristallanzeige aus.

Dieser Berechner der Schrittzahl pro Minute 540 umfasst einen Signalspezifizierer 541, einen ersten Wellenidentifizierer 542, einen zweiten Wellenidentifizierer 543 und einen Signaldiskriminator 544.

Der Signalspezifizierer 541 wählt ein Signal mit einem Leistungspegel, der einen bestimmten Schwellwert überschreitet, in einem Bereich oberhalb einer bestimmten Frequenz als eine Referenzwelle aus. Der erste Wellenidentifizierer 542 bestimmt, ob ein Hochpegelsignal mit einer Frequenz vorhanden ist, die zu 1/3 der Referenzwellenfrequenz äquivalent ist. Der zweite Wellenidentifizierer 543 bestimmt, ob ein Hochpegelsignal mit einer Frequenz vorhanden ist, die zu 2/3 der Referenzwellenfrequenz äquivalent ist.

Falls der erste Wellenidentifizierer 542 bestimmt, dass kein Hochpegelsignal mit einer Frequenz vorhanden ist, die zu 1/3 der Referenzwellenfrequenz äquivalent ist, identifiziert der Signaldiskriminator 544 die Referenzwelle als die zweite Harmonische der Grundwelle der Körperbewegung. Außerdem, wenn der zweite Wellenidentifizierer 543 bestimmt, dass kein Hochpegelsignal bei einer Frequenzposition vorhanden ist, die zu 2/3 der Referenzwellenfrequenz äquivalent ist, identifiziert der Signaldiskriminator 544 die Referenzwelle als die zweite Harmonische der Grundwelle der Körperbewegung.

Ferner wird selbst dann, wenn der Signaldiskriminator 544 auf der Grundlage der Ergebnisse des ersten Wellenidentifizierers 542 und des zweiten Wellenidentifizierers 543 bestimmt, dass die Referenzwelle die dritte Harmonische der Grundwelle ist, die Referenzwelle nur dann als die dritte Harmonische der Grundwelle bestimmt, wenn bestimmt wird, dass die Referenzwelle gleich einem bestimmten Frequenzpegel ist oder diesen übersteigt. Falls dagegen bestimmt wird, dass die Referenzwelle unter dem Frequenzpegel des Prozesses liegt, bestimmt der Signaldiskriminator 544 die Referenzwelle als die zweite Harmonische der Grundwelle.

Ein so aufgebauter Berechner der Schrittzahl pro Minute 540 bestimmt automatisch aus dem Spektrum, das beim Gehen detektiert wird, und dem Spektrum, das beim Laufen detektiert wird, ob [der Benutzer] gerade geht oder läuft, wendet eine geeignete Operation an und erhält die Schrittzahl pro Minute der Körperbewegung.

Das Prinzip hierfür wird im Folgenden beschrieben. Zunächst zeigt 27(a) ein typisches Spektrum, wenn der Benutzer läuft. Beim Laufen erscheinen eine Spektrallinie SA1, die der Grundwelle der Körperbewegung entspricht, und eine Spektrallinie SA2, die zur zweiten Harmonischen der Grundwelle der Körperbewegung äquivalent ist, wie in der Figur dargestellt. Von diesen ist der Pegel der Spektrallinie SA2, die zur zweiten Harmonischen Komponente äquivalent ist, wesentlich höher als die Spektrallinie SA1, die der Grundwelle entspricht. Dies liegt daran, dass beim Laufen eine gleiche Auf- und Abbewegung vorliegt, wenn der rechte Fuß auftritt und wenn der linke Fuß auftritt, und die zweite Harmonische der Körperbewegungskomponente daher erscheint. Außerdem ist die Grundwelle des Schwingens der Arme (äquivalent zu SA1) äquivalent zu einer Pendelbewegung, von welcher das Ausschwingen und Zurückbewegen des Arms eine Periode darstellt. Da es jedoch beim Laufen schwierig ist, mit dem Schwingen der Arme eine glatte Pendelbewegung zu erzielen, ist die Grundwellenleistung des Schwingens der Arme schwach. Andererseits ist eine momentane Beschleunigung beim Ausschwingen und beim Zurückbewegen des Arms vorhanden, und die zweite harmonische Komponente ist stärker als die Grundwellenkomponente des Schwingens der Armee.

Dies kann mit dem typischen Spektrum verglichen werden, wenn der Benutzer geht, wie in 27(b) dargestellt. Wenn der Benutzer geht, erscheinen eine Spektrallinie SB1, die der Grundwelle der Körperbewegung entspricht, eine Spektrallinie SB2, die der zweiten Harmonischen entspricht, und eine Spektrallinie SB3, die der dritten Harmonischen entspricht. Beim Gehen ist nicht so viel Auf- und Abbewegung vorhanden wie beim Laufen, und die Signalkomponente, die auf das Schwingen der Arme zurückführbar ist, ist relativ stark. Diese Eigenschaft erscheint in der Spektrallinie SB1, die der Grundwelle entspricht. Infolgedessen ist das Verhältnis zwischen den Spektrallinien SB1, SB2 und SB3 nicht konstant. Im Gegensatz zum Laufen sind jedoch die Pegel der Spektrallinie SB1 und der Spektrallinie SB3 höher als der Pegel der Spektrallinie SB2.

Die Spektrallinie SA2, die der zweiten Harmonischen beim Laufen entspricht, die Spektrallinie SB1, die der Grundwelle der Körperbewegung entspricht, die Spektrallinie SB2, die der zweiten Harmonischen beim Gehen entspricht, und die Spektrallinie SB3, die der dritten Harmonischen beim Gehen entspricht, erscheinen normalerweise in einem Frequenzbereich von 100 mal/Minute oder höher. Es ist daher möglich zu bestimmen, ob der Benutzer läuft oder geht, indem ein Frequenzbereich von 100 mal/Minute und darüber überwacht wird und bestimmt wird, ob Hochpegelsignale, die in diesem Bereich detektiert werden, die zweite Harmonische der Grundwelle oder die dritte Harmonische sind.

Beim Laufen erscheint die dritte Harmonische der Grundwelle im Frequenzbereich von 100 mal/Minute und darüber als ein Hochpegelsignal, und es ist daher möglich, die Schrittzahl pro Minute P beim Gehen aus dem Produkt der Frequenz dieses Signals mit 2/3 zu erhalten. Umgekehrt erscheint beim Laufen die zweite Harmonische der Grundwelle als ein Hochpegelsignal im Frequenzbereich von 100 mal/Minute und darüber, und die Schrittzahl pro Minute P beim Laufen kann aus der Frequenz dieses Signals erhalten werden. Der Berechner der Schrittzahl pro Minute 540 ist daher so aufgebaut, dass er den Unterschied in den Spektralmustern beim Laufen und Gehen nutzt, um die Schrittzahl pro Minute P zu erhalten.

Die Funktionsweise dieses bevorzugten Beispiels der vorliegenden Erfindung wird im Folgenden unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren beschrieben.

Die Funktionsweise der Sensoreinheit 300 wird zunächst im Vergleich mit der Funktionsweise einer Vergleichs-Sensoreinheit beschrieben. In dieser Vergleichs-Sensoreinheit 300' wurde die LED 31, die eine Kennlinie der Lichtemission wie in 24 dargestellt aufweist, durch eine LED 310' ersetzt, die eine Kennlinie der Lichtemission wie in 28 dargestellt aufweist. Die Kennlinie der Lichtemission der LED 310' weist eine Peakwellenlänge bei 525 nm auf, mit einer Halbwertsbreite des Peaks von ungefähr 40 nm. Das heißt, die Vergleichs-Sensoreinheit 300' erhält Messwerte in einem Wellenlängenbereich, wo die Absorptionscharakteristik von oxygeniertem Hämoglobin HbO² große Werte hat (siehe 23).

29 ist eine graphische Darstellung einer Ausgangssignalwelle WF1 von der Vergleichs-Sensoreinheit 300' und der Frequenzanalyse derselben. In dieser Figur ist St1 die Spektrallinie, die der Grundwelle der Körperbewegungskomponente entspricht und eine Frequenz von 1,1 Hz hat. St2 ist die Spektrallinie, die der zweiten Harmonischen der Körperbewegungskomponente entspricht, und hat eine Frequenz von 2,2 Hz. Sm ist die Spektrallinie, die der Grundwelle der Pulswellenkomponente entspricht. Wie aus dieser Figur ersichtlich ist, wird, wenn der für Messungen verwendete Wellenlängenbereich auf unter 600 nm eingestellt ist, emittiertes Licht durch oxygeniertes Hämoglobin HbO² absorbiert, und der Puls des arteriellen Blutes wird als Spektrallinie Sm gemessen. Da die Leistung des Pulswellenspektrums Sm größer ist als die Spektrallinien St1 und St2, die mit der Körperbewegungskomponente zusammenhängen, wird die Grundwelle der Körperbewegung falsch detektiert, und es kann daher keine genaue Schrittzahl pro Minute P detektiert werden.

Dies kann mit der Ausgangssignalwelle WF2 der Sensoreinheit 300 und der Frequenzanalyse derselben, die in 30 dargestellt sind, verglichen werden. Die in diesem Beispiel verwendete LED 310 weist eine Kennlinie der Lichtemission mit einer Peakwellenlänge bei 660 nm und einer Halbwertsbreite des Peaks von 40 nm auf, wie in 24 dargestellt. Indem daher der für Messungen verwendete Wellenlängenbereich auf 600 nm und darüber eingestellt wird, erfolgt im Wesentlichen keine Absorption von emittiertem Licht durch oxygeniertes Hämoglobin HbO², und die Leistung des Pulswellenspektrums Sm wird stark reduziert. Infolgedessen ist die Leistung der Spektrallinien St1 und St2, die mit der Körperbewegungskomponente zusammenhängen, größer als das Pulswellenspektrum Sm, Sm wird nicht falsch detektiert als eine Körperbewegungskomponente, und die Körperbewegungskomponente kann genau gemessen werden.

Außerdem kann, da die Sensoreinheit 300 somit so aufgebaut ist, dass die Wirkungen von Außenlicht annulliert werden, das Körperbewegungssignal Vt mit einem hohen Signal-Rausch-Verhältnis detektiert werden, sogar bei einer Verwendung beim Laufen oder anderweitigen Trainieren im Freien.

Anschließend, wenn das Körperbewegungssignal Vt von der Sensoreinheit 30 detektiert worden ist, wandelt der Körperbewegungs-Signalwandler 52 der Datenverarbeitungsschaltung 500 das Körperbewegungssignal Vt aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal um, um Körperbewegungsdaten TD zu erzeugen. Diese Körperbewegungsdaten TD werden in dem Speicher 53 gespeichert und werden in einem bestimmten Takt aus dem Speicher 53 gelesen. Danach wendet der Körperbewegungs-Frequenzanalysator 55 einen FFT-Prozess auf die aus dem Speicher 53 gelesenen Körperbewegungsdaten TD an, um Körperbewegungs-Analysedaten TKD zu erzeugen. Der Berechner. der Schrittzahl pro Minute 540 berechnet dann die Schrittzahl pro Minute P anhand der Spektren in den Körperbewegungs-Analysedaten TKD.

Im Folgenden wird der Prozess der Berechnung der Schrittzahl pro Minute des Berechners der Schrittzahl pro Minute 540 unter Bezugnahme auf das Flussdiagramm in 31 beschrieben. Zuerst wird in Schritt ST1 das Signal mit dem höchsten Pegel (Linienspektrum) in den Körperbewegungs-Analysedaten TKD nach der Frequenzanalyse bestimmt. Dieses Signal ist ein Kandidat für das Signal, das als die Referenzwelle zum Erhalten der Schrittzahl pro Minute zu verwenden ist. In Schritt ST2 wird bestimmt, ob die Frequenz dieser Referenzwelle 100 mal/Minute oder größer ist.

Falls die Frequenz der Referenzwelle kleiner als 100 mal/Minute ist, wird in Schritt ST3 ein anderer Kandidat gewählt. Danach wird in Schritt ST4 das Signal mit dem höchsten Pegel unter den anderen Signalen, die das vorhergehende (Kandidaten-) Signal nicht mit enthalten, als die Referenzwelle gewählt. In diesem Prozess wird die Schrittzahl pro Minute in der vorliegenden Form als die aktuelle Schrittzahl pro Minute verwendet (Schritt ST5), und in Schritt ST6 wird dieser Wert als die Schrittzahl pro Minute definiert.

Falls ein Hochpegelsignal mit einer Frequenz von 100 mal/Minute oder größer gefunden wird, während die Schritte ST3 und ST4 verarbeitet werden, wird dieses Signal als die Referenzwelle verwendet. In Schritt ST7 wird bestimmt, ob ein Signal mit einer Frequenz, die gleich 1/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist.

Falls in Schritt ST7 kein Signal mit einer Frequenz, die gleich 1/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist, wird die Prozedur mit Schritt ST8 fortgesetzt. In Schritt ST8 wird bestimmt, ob ein Signal mit einer Frequenz, die gleich 2/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist.

Falls in Schritt ST8 kein Signal mit einer Frequenz, die gleich 2/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist, wird die Referenzwelle als ein Signal bestimmt, das zu der zweiten Harmonischen äquivalent ist. Dieser Wert wird dann in Schritt ST6 als die Schrittzahl pro Minute definiert.

Falls jedoch in Schritt ST7 ein Signal mit einer Frequenz, die gleich 1/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist, wird die Prozedur mit Schritt ST9 fortgesetzt. In Schritt ST9 wird bestimmt, ob die Frequenz dieser Referenzwelle 150 mal/Minute oder größer ist. Dieser Wert von 150 mal/Minute ist das 1,5-fache von 100 mal/Minute. Die Schrittzahl pro Minute beim Gehen liegt normalerweise im Bereich von 100 mal/Minute bis 150 mal/Minute, und die Schrittzahl pro Minute beim Laufen beträgt 150 mal/Minute bis 200 mal/Minute. Es ist daher möglich, den Wert von 150 mal/Minute als die Trennlinie zu verwenden, um zu bestätigen, ob der Benutzer geht oder läuft. Falls in Schritt ST9 bestimmt wird, dass die Frequenz der Referenzwelle 150 mal/Minute oder größer ist, wird die Referenzwelle als zur dritten Harmonischen äquivalent bestimmt. Infolgedessen wird in Schritt ST10 die Frequenz dieses Signals mit 2/3 multipliziert, und der resultierende 2/3-Wert wird in Schritt ST6 als die Schrittzahl pro Minute bestätigt.

Falls in Schritt ST7 kein Signal mit einer Frequenz, die gleich 1/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist, wird die Prozedur mit Schritt ST8 fortgesetzt. Falls in Schritt ST8 ein Signal mit einer Frequenz, die gleich 2/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, und einer Amplitude, die mindestens gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, vorhanden ist, wird die Prozedur mit Schritt ST9 fortgesetzt. Falls in Schritt ST9 bestimmt wird, dass die Frequenz dieser Referenzwelle 150 mal/Minute oder größer ist, kann diese Referenzwelle als die dritte Harmonische der Grundwelle beim Gehen bestätigt werden. Ferner wird, da die Referenzwelle als ein Signal bestätigt werden kann, das zur dritten Harmonischen äquivalent ist, die Frequenz dieses Signals in Schritt ST10 mit 2/3 multipliziert, und der resultierende 2/3-Wert wird in Schritt ST6 als die Schrittzahl pro Minute bestätigt.

Falls jedoch in Schritt ST9 die Frequenz der Referenzwelle kleiner als 150 mal/Minute ist, kann die Referenzwelle nicht als ein Signal bestimmt werden, das zur dritten Harmonischen äquivalent ist. Daher kann ein beliebiges Signal mit einer Frequenz, welche gleich 1/3 oder 2/3 der Frequenz dieser Referenzwelle ist, als Rauschen bestimmt werden, und die Referenzwelle kann als die zweite harmonische Komponente bestimmt werden. Daher wird dieser Wert in Schritt ST6 als die Schrittzahl pro Minute definiert.

Wie somit beschrieben wurde, kann, falls kein Signal mit einer Amplitude, die gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, bei einer Frequenzposition, die zu 1/3 der Frequenz der Referenzwelle äquivalent ist, vorhanden ist, und kein Signal mit einer Amplitude, die gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, bei einer Frequenzposition, die zu 2/3 der Frequenz der Referenzwelle äquivalent ist, vorhanden ist, die Referenzwelle als die zweite Harmonische bestimmt werden.

Ferner kann, falls ein Signal mit einer Amplitude, die gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, bei einer Frequenzposition, die zu 1/3 der Frequenz der Referenzwelle äquivalent ist, vorhanden ist, oder ein Signal mit einer Amplitude, die gleich 1/2 der Amplitude der Referenzwelle ist, bei einer Frequenzposition, die zu 2/3 der Frequenz der Referenzwelle äquivalent ist, vorhanden ist, die Referenzwelle nur als die dritte Harmonische bestimmt werden, wenn die Frequenz der Referenzwelle 150 mal/Minute oder größer ist.

Wie oben beschrieben, verwendet dieses zweite Beispiel der vorliegenden Erfindung einen optischen Sensor, um ein Körperbewegungssignal Vt zu messen, indem die Idee zugrunde gelegt wird, dass Gewebeschwingungen vorhanden sind, wenn eine Körperbewegung vorhanden ist, und dass eine entsprechende Änderung der Absorptionseigenschaften vorliegt. Die Zuverlässigkeit des Geräts kann daher gegenüber der Verwendung eines mechanischen Beschleunigungsdetektors verbessert werden, und die Konstruktion kann vereinfacht werden. Ferner detektiert, da Gewebe unabhängig von der Richtung schwingen, in welcher sich der Körper bewegt, eine Sensoreinheit 300 gemäß dieser bevorzugten Ausführungsform die Gesamt-Körperbewegung. Eine Körperbewegung kann daher unter Verwendung einer einzigen Sensoreinheit 300 zuverlässig detektiert werden, und es ist nicht erforderlich, ein Gerät in jeder Detektionsachse vorzusehen, wie es bei einem Beschleunigungsdetektor der Fall ist.

Ferner können, da der zum Messen des Körperbewegungssignals Vt verwendete Wellenlängenbereich in der Sensoreinheit 300 auf 600 nm oder darüber eingestellt wird, Pulskomponenten in dem Detektionssignal ausreichend unterdrückt werden, und das Körperbewegungssignal Vt kann mit einem guten Signal-Rausch-Verhältnis detektiert werden. Außerdem kann, da die Auswirkungen von Außenlicht durch die zwei Photodioden 32 und 33 annulliert werden, ein genaues Körperbewegungssignal Vt detektiert werden, selbst beim Trainieren im Freien.

• (1) Beim zweiten bevorzugten Beispiel der vorliegenden Erfindung, das oben beschrieben wurde, wird eine Körperbewegung an der Basis eines Fingers detektiert; wie jedoch im folgenden dritten bevorzugten Beispiel beschrieben wird, ist es auch möglich, die Sensoreinheit 300 an der Unterseite des Uhrengehäuses 11 anzubringen, um das Körperbewegungssignal Vt von der Rückseite des Handgelenks her zu detektieren. Außerdem kann die Photodiode 33 von der Sensoreinheit 300 entfernt werden, wie in 25 dargestellt. In diesem Falle kann Außenlicht nicht annulliert werden, doch da der für die Messung verwendete Wellenlängenbereich auf 600 nm eingestellt ist, kann ein Körperbewegungssignal Vt ohne eine überlagerte Pulswellenkomponente erhalten werden.
• (2) Außerdem ist in dem obigen zweiten bevorzugten Beispiel eine Messung im Wellenlängenbereich von 600 nm und darüber möglich, indem der Kennwert der Lichtemission der LED 310, des Lichtemissionsmittels, mit einem Wellenlängen-Peak von 600 nm oder größer eingestellt wird, und indem der Kennwert der Spektralempfindlichkeit der Photodiode 32, des Photodetektionsmittels, in einem Bereich von 400 nm bis 800 nm eingestellt wird. Jedoch soll die Messung hierdurch nicht eingeschränkt sein, und zum Beispiel kann das emittierte Licht von dem Lichtemissionsmittel so eingestellt werden, dass es eine Energie im Wellenlängenbereich von 400 nm bis 800 nm aufweist, und das Photodetektionsmittel kann einen Kennwert der Spektralempfindlichkeit von 600 nm oder größer aufweisen. Anders ausgedrückt, es ist ausreichend, wenn der für die Messung verwendete Wellenlängenbereich mindestens 600 nm ist.

Ferner nimmt, wie aus 3 ersichtlich ist, der Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin HbO² insbesondere im Bereich von 600 nm bis 900 nm ab. Daher ist es besonders wünschenswert, dass der für die Messung verwendete Wellenlängenbereich im Bereich von 600 nm bis 900 nm eingestellt wird. Es ist anzumerken, dass der für die Messung verwendete Wellenlängenbereich auch durch Verwendung eines Filters begrenzt werden kann.

Im Folgenden wird eine Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem dritten bevorzugten Beispiel der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die beigefügten Figuren beschrieben. Diese Messvorrichtung für biologische Informationen misst den Puls und andere biologische Informationen auf der Grundlage eines Pulswellensignals, aus welchem eine Körperbewegung entfernt worden ist.

32 ist eine Schnittdarstellung einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem dritten Beispiel der vorliegenden Erfindung. Wie in der Figur dargestellt, hat diese Messvorrichtung für biologische Informationen die Gestalt einer Armbanduhr. In diesem Beispiel ist die Sensoreinheit 301, die der Sensoreinheit 30 im ersten Beispiel entspricht, mit dem Hauptteil an der Rückseite des Uhrengehäuses 11 aus einem Stück hergestellt. Ein Armband 12 ist am Uhrengehäuse 11 befestigt, um es am Arm zu halten; wenn das Armband 12 um das Handgelenk geschlungen ist, wird die Rückseite des Uhrengehäuses 11 fest an der Rückseite des Handgelenks gehalten. Ein durchsichtiges Glas 137, das von einer Rückseitenabdeckung 154 gehalten wird, ist an der Rückseite des Uhrengehäuses 11 angeordnet. Dieses durchsichtige Glas 137 schützt die Sensoreinheit 301. Außerdem lässt das durchsichtige Glas 137 emittiertes Licht von den LEDs 310 und 311 durch und lässt von dem Körper reflektiertes Licht durch.

Die Oberfläche des Uhrengehäuses 11 weist eine Flüssigkristallanzeige 13 zum Anzeigen, zusätzlich zur aktuellen Uhrzeit und zum Datum, von biologischen Informationen wie etwa der Pulsfrequenz HR auf der Grundlage eines Detektionsergebnisses von der Sensoreinheit 301 auf. Innerhalb des Uhrengehäuses 11 befindet sich eine Datenverarbeitungsschaltung 501, die verschiedene integrierte Schaltungen umfasst, einschließlich einer CPU, auf einer Hauptplatine 151. Eine Batterie 152 ist auf der Rückseite der Hauptplatine 151 vorgesehen; Strom wird von der Batterie zur Flüssigkristallanzeige 13, Hauptplatine 151 und Sensoreinheit 301 zugeführt. Die Hauptplatine 151 und die Sensoreinheit 301 sind durch ein Heißsiegel 153 verbunden. In dem Heißsiegel 153 ausgebildete Leitungen transportieren Strom von der Hauptplatine 151 zur Sensoreinheit 301 und transportieren ein Pulswellensignal Vm von der Sensoreinheit 301 zur Hauptplatine 151. Die Datenverarbeitungsschaltung 501 wendet auf das Pulswellensignal Vm einen FFT-Prozess an und analysiert das Ergebnis dieses Prozesses, um die Pulsfrequenz HR zu berechnen. Es ist anzumerken, dass außerdem Druckknöpfe 111 und 112 (in der Figur nicht dargestellt) an der Außenseite des Uhrengehäuses 11 vorgesehen sind, zum Einstellen der Uhrzeit, Wechseln des Anzeigemodus und für andere Bedienvorgänge, wie bei dem in 1 dargestellten Pulswellen-Messgerät.

Wenn das Armband 12 um das Handgelenk geschlungen ist, um die Messvorrichtung für biologische Informationen zu halten, ist die Rückseite des Uhrengehäuses 11 der Rückseite des Handgelenks zugewandt. Infolgedessen wird Licht von den LEDs 310 und 311 durch das durchsichtige Glas 137 hindurch zur Rückseite des Handgelenks emittiert, und von dort reflektiertes Licht wird von den Photodioden 32 und 33 detektiert.

Im Folgenden wird der Aufbau der Sensoreinheit 30 (Photodetektionsvorrichtung vom Reflexionstyp) unter Bezugnahme auf die folgenden zwei Versionen beschrieben.

33 ist eine Draufsicht von hinten auf die Sensoreinheit 301. Wie in 33 dargestellt, sind LEDs 310 und 311 und Photodioden 32 und 33 an der Rückseite der Leiterplatte 36 angeordnet, auf deren Oberseite sich ein Operationsverstarker 34 und ein Schaltungselement 35 befinden (siehe 32). Der Operationsverstärker 34 und das Schaltungselement 35 fungieren als ein Differenzoperator zum Verstärken der Differenz zwischen den Ausgangssignalen von den Photodioden 32 und 33. Dies wird weiter unten näher beschrieben.

Die Kennlinien der Spektralempfindlichkeit der Photodioden 32 und 33 sind in diesem Beispiel dieselben wie diejenigen des ersten und zweiten Beispiels, die in 6 dargestellt sind. Die Kennlinie der Lichtemission der LED 310 ist dieselbe wie die im zweiten Beispiel, die in 24 dargestellt ist. Die Kennlinie der Lichtemission der LED 311 hat den in 28 dargestellten Verlauf. Das heißt, die LED 310 weist eine Kennlinie der Lichtemission mit einer Peakwellenlänge bei 660 nm mit einer Halbwertsbreite des Peaks von 40 nm auf, und die LED 311 weist eine Kennlinie der Lichtemission mit einer Peakwellenlänge bei 525 nm mit einer Halbwertsbreite des Peaks von 40 nm auf. Es ist anzumerken, dass im Wellenlängenbereich von 600 nm und darüber im Wesentlichen keine Absorption von emittiertem Licht durch oxygeniertes Hämoglobin HbO² erfolgt und der Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin HbO² im Wellenlängenbereich unterhalb von 600 nm wächst. Die Änderung der Absorptionscharakteristik von oxygeniertem Hämoglobin HbO² entspricht außerdem einer Pulswelle, da sich oxygeniertes Hämoglobin HbO² entsprechend Pulsationen im Blutfluss bewegt. Andererseits ist, obwohl Gewebeschwingungen die Bewegung des Körpers begleiten, kein steiles Absinken der Absorptionscharakteristik des Gewebes im Wellenlängenbereich von 600 nm und darüber, wie es bei oxygeniertem Hämoglobin HbO² vorliegt, zu verzeichnen. Infolgedessen wird die LED 310, welche Licht mit einer Wellenlänge von 600 nm oder darüber emittiert, als das Lichtemissionsmittel zur Detektion der Körperbewegung verwendet, und die LED 311, welche Licht mit einer Wellenlänge von unter 600 nm emittiert, wird als das Lichtemissionsmittel zur Detektion des Blutflusses verwendet.

Außerdem sind in diesem Beispiel die LEDs 310 und 311 und die Photodioden 32 und 33 in einer Linie angeordnet, wie in 33 dargestellt. In diesem Beispiel ist der Abstand L1 der Abstand vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 310 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 32; der Abstand L2 ist der Abstand vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 310 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 33; L1' ist der Abstand vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 311 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 33; und L2' ist der Abstand vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 311 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 32. Die LEDs 310 und 311 und die Photodioden 32 und 33 sind so angeordnet, dass L1 < L2 und L1' < L2' gilt.

Das heißt, die Photodiode 33 ist so angeordnet, dass der Abstand L2 von ihrem Photodetektions-Mittelpunkt zum Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 310 vom Abstand L1 vom Lichtemissions-Mittelpunkt der LED 310 zum Photodetektions-Mittelpunkt der Photodiode 32 verschieden ist, und so, dass L1' von L2' verschieden ist. Infolgedessen ist die Weglänge von der LED 310 zur Photodiode 33 länger als die Weglänge von der LED 310 zur Photodiode 32. Außerdem ist die Weglänge von der LED 311 zur Photodiode 32 länger als die Weglänge von der LED 311 zur Photodiode 33.

Emittiertes Licht von der LED 311 wird durch Körpergewebe auf dieselbe Weise absorbiert und gestreut wie emittiertes Licht von der LED 310, doch da die Weglänge ein wenig größer ist, wird im Wesentlichen das gesamte emittierte Licht durch das Übertragungsmedium, das heißt Körpergewebe, absorbiert, und es fällt kein reflektiertes Licht auf die Photodioden 32 und 33 ein. In diesem Beispiel wird der Abstand L1' so bestimmt, dass eine relativ geringe Absorption und Streuung durch Gewebe vorhanden ist und eine Detektion von Pulswellen durch die Photodiode 32 möglich ist, und der Abstand L2' wird so bestimmt, dass im Wesentlichen kein reflektiertes Licht auf die Photodiode 32 einfällt. Daher fällt reflektiertes Licht, das hinsichtlich Gewebeänderungen bei Außenlicht und Körperbewegung indikativ ist, auf die Photodiode 32 ein, und reflektiertes Licht, das hinsichtlich Außenlicht und Blutfluss indikativ ist, fällt auf die Photodiode 33 ein. Wenn eine Körperbewegung vorhanden ist, wird der Blutfluss durch Gewebe und Blutgefäße eingeschränkt und ändert sich dementsprechend. Anders ausgedrückt, die Änderung der Menge des reflektierten Lichts, das auf die Photodiode 33 einfällt, weist eine Körperbewegungskomponente auf, die der Pulswellenkomponente überlagert ist.

In der folgenden Beschreibung wird angenommen, dass Pc die Menge an Außenlicht ist, das auf die Photodiode 33 einfällt, Pm die Menge an Außenlicht ist, die der Pulswellenkomponente des reflektierten Lichts entspricht, und Pt' die Menge an Außenlicht ist, die der Körperbewegung entspricht; und dass Pc die Leuchtdichte des Außenlichts ist, das auf die Photodiode 32 einfällt, und Pt die Leuchtdichte des reflektierten Lichts ist (das heißt die Leuchtdichte, die der Körperbewegung entspricht). Es ist anzumerken, dass Pc für die Menge des Außenlichts verwendet wird, das auf beide Photodioden 32 und 33 einfällt, da die Leuchtdichte des durch Gewebe durchgehenden Außenlichts bei den Photodioden 32 und 33 dieselbe ist, da sie nahe beieinander angeordnet sind.

34 ist ein Blockschaltbild, das den elektrischen Aufbau der Sensoreinheit 301 zeigt. Wie in der Figur dargestellt, fließt ein Strom i1 zur Photodiode 33, und ein Strom i2 fließt zur Photodiode 32. Der Differenzoperator 340 subtrahiert den Strom i2 vom Strom i1 und gibt eine dieser Differenz entsprechende Spannung als Pulswellensignal Vm aus. Es ist anzumerken, dass der Differenzoperator 340 zum Beispiel als ein Differentialverstärker unter Verwendung eines Operationsverstärkers und eines Widerstands (Schaltungselement) realisiert werden kann, wie in 35 dargestellt.

Es wird ferner angenommen, dass im, it, it' und ic die Stromstärken sind, die den Leuchtdichten Pm, Pt, Pt' und Pc entsprechen. In diesem Falle können die Ströme i1 und i2, die in 34 dargestellt sind, aus den folgenden Gleichungen berechnet werden. i1 = im + it' + ic i2 = it + ic

Daher wird das Pulswellensignal Vm, das von dem Differenzoperator 340 ausgegeben wird, aus der folgenden Gleichung erhalten, wobei k der Strom-Spannungs-Wandlungsgewinn ist. Vm = k(i1-i2) = k(im + it' – it)

Das heißt, die Ströme ic und -ic, die der Leuchtdichte Pc des Außenlichts entsprechen, heben sich gegenseitig auf. Weiterhin ist der Strom, welcher der Körperbewegungskomponente entspricht, gleich (it' – it), die Körperbewegungskomponente im Blutfluss und die Körperbewegungskomponente im Gewebe heben sich gegenseitig auf, und (it' – it) ist im Vergleich zu im extrem niedrig. Daher kann das Pulswellensignal Vm durch die folgende Gleichung approximiert werden. Vm = k(im + it' – it)k·im

Infolgedessen kann das Ausgangssignal des Differenzoperators 340 als ein Pulswellensignal Vm verwendet werden, aus welchem die Körperbewegung entfernt worden ist.

Es ist anzumerken, dass der Differenzoperator 340 mittels eines Differentialverstärkers realisiert wird, wie in 35 dargestellt. Stattdessen kann jedoch auch ein Verstärker nach jeder der Photodioden 32 und 33 vorgesehen werden, um die Ausgangsignale von den Photodioden 32 und 33 zu verstärken,wonach die verstärkten Ausgangssignale durch einen AD-Wandler geleitet werden und in digitale Signale umgewandelt werden, deren Differenz anschließend von einer CPU oder einer anderen digitalen Signalverarbeitungsschaltung berechnet wird. In diesem Falle können auch Pulswellendaten erhalten werden, die dem Pulswellensignal Vm entsprechen, da auf die digitalen Signale, die den Strömen i1 und i2 entsprechen, eine Differenzoperation angewendet wird. Es ist auch möglich, die Körperbewegungskomponente wirksam zu unterdrücken und das Signal-Rausch-Verhältnis der Pulswellendaten zu erhöhen, indem die Verstärkung der digitalen Signale digital angepasst wird.

Der mechanische Aufbau einer Sensoreinheit 301 gemäß dieser zweiten Version ist mit dem in 33 dargestellten identisch, und in diesem Beispiel werden die Abstände L1, L2 und L1' und L2' ebenfalls so eingestellt, dass die Auswirkungen von Außenlicht annulliert werden.

36 ist ein Schaltplan einer Sensoreinheit 301 gemäß dieser zweiten Version. Die Sensoreinheit 301 in dieser Figur unterscheidet sich von der in 25 dargestellten Sensoreinheit 300 dadurch, dass eine LED 311 und ein Widerstand 351' vorgesehen sind und die Positionen der Photodiode 32 und der Photodiode 33 vertauscht sind.

Falls die Richtungen des zur Photodiode 33 fließenden Stroms i1 und des zur Photodiode 32 fließenden Stroms i2 wie in 35 angegeben sind, ist i1 positiv, und i2 ist negativ. 8 zeigt den Zusammenhang zwischen Spannung und Stromstärke am Knotenpunkt X, wenn der Stromkreis am Punkt Y unterbrochen wird. Das heißt, wenn die auf die Photodiode 33 einfallende Leuchtdichte zunimmt, erhöht sich die Stromstärke i1, und wenn die auf die Photodiode 33 einfallende Leuchtdichte zunimmt, verringert sich die Stromstärke i2.

Im Folgenden wird angenommen, dass im, it, it' und ic die Stromstärken sind, die den Leuchtdichten Pm, Pt, Pt' und Pc entsprechen. In diesem Falle können die Ströme i1 und i2, die in 36 dargestellt sind, aus den folgenden Gleichungen berechnet werden. i1 = im + it' + ic i2 = –it – ic

Der Strom i1 und der Strom i2 werden am Knotenpunkt X addiert, und der in den Operationsverstärker 34 hineinfließende Strom i1+i2 ist daher im+it'-it. Das heißt, die Ströme ic und –ic, die der Leuchtdichte Pc des Außenlichtes entsprechen, heben sich gegenseitig auf. Weiterhin ist der Strom, welcher der Körperbewegungskomponente entspricht, gleich (it' – it), die Körperbewegungskomponente im Blutfluss und die Körperbewegungskomponente im Gewebe heben sich gegenseitig auf, und (it' – it) ist im Vergleich zu im extrem niedrig. Daher kann das Pulswellensignal Vm durch die folgende Gleichung approximiert werden. Vm = k(im + it' – it)k·im

Infolgedessen kann das Ausgangssignal des Differenzoperators 340 als ein Pulswellensignal Vm verwendet werden, aus welchem die Körperbewegung entfernt worden ist.

In dieser Sensoreinheit 301 sind die Emissionskennlinien der LED 310 und LED 311 so eingestellt, dass eine Körperbewegungskomponente bzw. Pulswellenkomponente durch eine Konzentration auf den steilen Abfall der Absorptionscharakteristik von oxygeniertem Hämoglobin HbO² bei 600 nm detektiert wird. Außerdem kann diese Sensoreinheit 301 ein Pulswellensignal Vt erhalten, aus welchem die Körperbewegungskomponente entfernt worden ist, da die von der Photodiode 32 detektierte Körperbewegungskomponente aus dem Detektionssignal von der Photodiode 33 entfernt wird. Außerdem annulliert der Prozess des Erhaltens dieser Differenz gleichzeitig die Außenlichtkomponente, und es kann ein Pulswellensignal Vt mit einem guten Signal-Rausch-Verhältnis erhalten werden.

Als Nächstes wird die Datenverarbeitungsschaltung 501 unter Bezugnahme auf 37 beschrieben. Es ist anzumerken, dass die Datenverarbeitungsschaltung 501 innerhalb des Hauptteils 10 untergebracht ist, wie bei der ersten Ausführungsform. Die Datenverarbeitungsschaltung 501 umfasst außerdem speziell eine CPU, einen RAM als Arbeitsspeicher für die CPU und einen ROM, der ein Programm zur Realisierung der oben genannten Funktionsblöcke speichert.

In dieser Figur wandelt der Pulswellen-Signalwandler 51 das Pulswellensignal Vm von der Sensoreinheit 301 aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal um und gibt des Ergebnis als Pulswellendaten MD aus. Der Speicher 53 speichert Pulswellendaten MD für einen bestimmten Zeitabschnitt. Der Pulswellen-Frequenzanalysator 54 führt eine Frequenzanalyse der aus dem Speicher 53 gelesenen Pulswellendaten MD durch, um Pulswellen-Analysedaten MKD zu erzeugen. Für diese Frequenzanalyse können verschiedene Verfahren angewendet werden. Bei der vorliegenden beispielhaften Ausführungsform wird eine schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier Transform, FFT) angewendet, da die Analyse in einer kurzen Betriebszeit abgeschlossen werden kann.

Als Nächstes berechnet der Pulsfrequenzberechner 57 die Pulsfrequenz HR anhand der Spektralleistung in den Pulswellen-Analysedaten MKD und gibt das Ergebnis der Berechnung an die Flüssigkristallanzeige 13 aus. Der Pulsfrequenzberechner 57 identifiziert die Frequenz Fh, welche die größte Spektralleistung aufweist, verglichen mit den anderen Spektrallinien. Da diese Frequenz Fh die Grundfrequenz des Pulswellensignals Vm ist, ermittelt der Pulsfrequenzberechner 57 die Pulsfrequenz HR, welche die Pulszahl pro Minute ist, durch Berechnen von 60Fh. Die auf diese Weise berechnete Pulsfrequenz HR wird dann auf der Flüssigkristallanzeige 13 angezeigt. Es ist anzumerken, dass, wenn das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulswellensignals Vm ausreichend hoch ist, es möglich ist, auf die Frequenzanalyse zu verzichten, einfach ein Waveshaping des Pulswellensignals Vm durchzuführen, um es in eine Rechteckwelle umzuwandeln, die Periode dieser Rechteckwelle zu erhalten und das Ergebnis als die Pulsfrequenz HR anzuzeigen.

Im Folgenden wird die Funktionsweise einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß diesem dritten bevorzugten Beispiel der vorliegenden Erfindung beschrieben. Zuerst befestigt der Benutzer die Messvorrichtung für biologische Informationen, die, wie in 32 dargestellt, die Gestalt einer Armbanduhr hat, unter Verwendung des Armbands 12 am Handgelenk. Danach wird, beim Laufen oder anderweitigen Trainieren im Freien, eine Körperbewegungskomponente, die zum Beispiel einem Schwingen der Arme entspricht, dem Blutfluss durch die Blutgefäße des Handgelenks überlagert.

Zuerst emittiert die LED 311 der Sensoreinheit 301 Licht mit einer Peakwellenlänge von 525 nm zur Rückseite des Handgelenks, und durch den Körper reflektiertes Licht wird von der Photodiode 33 detektiert. Außerdem emittiert die LED 310 Licht mit einer Peakwellenlänge von 660 nm zur Rückseite des Handgelenks, und durch den Körper reflektiertes Licht wird von der Photodiode 32 detektiert.

Hierbei ist anzumerken, dass Licht mit einer Peakwellenlänge von 660 nm leicht von Geweben absorbiert wird, dass jedoch im Wesentlichen keine Absorption durch oxygeniertes Hämoglobin HbO² im Blutstrom erfolgt. Daher entspricht der Strom, der von der Photodiode 32 detektiert wird, einer Änderung in der Gewebebewegung, wenn sich der Körper bewegt. Andererseits wird Licht mit einer Peakwellenlänge von 525 nm leicht von oxygeniertem Hämoglobin HbO² im Blut absorbiert. Infolgedessen widerspiegelt der Strom, der von der Photodiode 33 detektiert wird, die Bewegung des Blutstroms. In diesem Falle weist der Blutstrom eine der Bewegung des Körpers entsprechende Körperbewegungskomponente auf, die der dem Puls entsprechenden Pulswellenkomponente überlagert ist. Der von der Photodiode 32 detektierte Strom weist daher eine Körperbewegungskomponente auf, die der Pulswellenkomponente überlagert ist. Außerdem ist, da Außenlicht durch das Gewebe des Handgelenks geht und in die Photodioden 32 und 33 eintritt, auch eine Außenlichtkomponente dem Ausgangsstrom der Photodioden 32 und 33 überlagert.

Anschließend berechnet die Sensoreinheit 301 die Differenz zwischen dem Ausgangsstrom der Photodiode 33 und dem Ausgangsstrom der Photodiode 32 und erzeugt anhand des Ergebnisses ein Pulswellensignal Vm. Durch diese Operation der Differenzbildung werden die Körperbewegungskomponente und die Außenlichtkomponente annulliert.

Wenn zum Beispiel die von der Photodiode 33 detektierte Signalwellenform WF1 und das Ergebnis der Frequenzanalyse derselben die in 29 dargestellte Form haben und die von der Photodiode 32 detektierte Signalwellenform WF2 und das Ergebnis der Frequenzanalyse derselben die in 30 dargestellte Form haben, dann haben die Signalwellenform WF3 des von der Sensoreinheit 301 ausgegebenen Pulswellensignals Vm und das Ergebnis der Frequenzanalyse derselben die in 38 dargestellte Form. Aus einem Vergleich dieser Figuren ist ersichtlich, dass der Pegel der Körperbewegungskomponenten St1 und St2, die dem Pulswellensignal Vm überlagert sind, im Vergleich zu den Körperbewegungskomponenten St1 und St2 des von der Photodiode 33 detektierten Signals, das in 29 dargestellt ist, beträchtlich reduziert ist. Die Sensoreinheit 301 kann daher ein Pulswellensignal Vm mit einem guten Signal-Rausch-Verhältnis erzeugen.

Anschließend, wenn das Pulswellensignal Vm der Datenverarbeitungsschaltung 501 zugeführt wird, wird das Pulswellensignal Vm durch den Pulswellen-Signalwandler 51 aus einem Analogsignal in ein Digitalsignal umgewandelt, wodurch Pulswellendaten MD erzeugt werden. Die Pulswellendaten MD werden sequentiell im Speicher 53 gespeichert und danach in einem bestimmten Takt zum Frequenzanalysator 57 ausgelesen. Danach wendet der Pulswellen-Frequenzanalysator 54 einen FFT-Prozess auf die Puulswellendaten MD an, führt eine Frequenzanalyse durch und erzeugt Pulswellen-Analysedaten MKD. Anschließend identifiziert der Pulswellenberechner 57 des Spektrum mit der höchsten Spektralleistung in den Pulswellen-Analysedaten MKD. Der Pulswellenberechner 57 multipliziert dann die Frequenz Fh dieses Spektrums mit 60, um die Pulsfrequenz HR zu berechnen, und diese Pulsfrequenz HR wird auf der Flüssigkristallanzeige 13 angezeigt. Infolgedessen kann der Benutzer auf der Grundlage eines Pulswellensignals Vm, aus welchem die Körperbewegung entfernt wurde, seine genaue Pulsfrequenz HR sogar während des Trainierens feststellen. Infolgedessen kann ein Benutzer seinen Gesundheitszustand während des Laufens überwachen und kann daher effizienter trainieren.

Mit einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß diesem dritten Beispiel ist es daher möglich, eine Pulsfrequenz HR oder andere biologische Informationen unter Anwendung eines einzigen Prozesses der schnellen Fourier-Transformation zu erhalten, anstelle von zwei FFT-Prozessen, wie es bei einem herkömmlichen Gerät erforderlich ist, da der Differenzoperator 340 die Differenz der Ausgangssignale von den Photodioden 32 und 33 berechnet, um ein Pulswellensignal Vm zu erzeugen, in welchem eine Körperbewegungskomponente unterdrückt wird. Infolgedessen kann der Gesamtaufbau der Vorrichtung vereinfacht werden, und die Verarbeitungslast der CPU und anderer Komponenten kann reduziert werden.

Außerdem kann, da sowohl die Körperbewegungskomponente als auch die Auswirkungen von Außenlicht durch die differenzierende Funktion des Differenzoperators 340 gleichzeitig annulliert werden, zum Beispiel die Pulsfrequenz HR genau gemessen werden, selbst beim Trainieren im Freien.

• (1) In dem oben beschriebenen dritten Beispiel sind die LEDs 310 und 311 und die Photodioden 32 und 33 der Sensoreinheit 301 in einer geraden Linie relativ zueinander positioniert, wie in 33 dargestellt, doch die vorliegende Erfindung soll nicht hierauf beschränkt sein. Das heißt, sie können auf beliebige Weise positioniert sein, derart, dass sich der Abstand L1 von der LED 310 zur Photodiode 32 von dem Abstand L2 von der LED 310 zur Photodiode 33 unterscheidet und die Abstände L1' und L2' ebenfalls unterschiedlich sind. Zum Beispiel können sie wie in 39 dargestellt angeordnet sein, derart, dass die Linie zwischen der LED 310 und der Photodiode 32 senkrecht zu der Linie zwischen den Photodioden 32 und 33 ist und die Linie zwischen der LED 311 und der Photodiode 33 senkrecht zu der Linie zwischen den Photodioden 32 und 33 ist.
• (2) In dem oben beschriebenen dritten Beispiel wird das Pulswellensignal Vm von der Sensoreinheit 301 anhand einer Differenz zwischen dem Detektionsstrom der Photodiode 32 und dem Detektionsstrom der Photodiode 33 bestimmt. Es ist stattdessen auch möglich, die Verstärkung des von der Photodiode 32 detektierten Detektionsstroms so einzustellen, dass die Körperbewegungskomponente, die der Pulsbewegungskomponente überlagert ist, genau annulliert wird.

Zum Beispiel ist es ausreichend, den Widerstandswert des Widerstands r in dem Differenzoperator 340 der in 34 dargestellten Sensoreinheit 301 einzustellen. Außerdem kann in der in 36 dargestellten Sensoreinheit 301 der Widerstandswert des Widerstands 351 eingestellt werden, um die mit der Körperbewegung verknüpfte Leuchtdichte Pt zu ändern.

Im dritten Beispiel der vorliegenden Erfindung wird unter Verwendung eines Differenzoperators 340 ein Pulswellensignal Vm mit einer unterdrückten Körperbewegungskomponente erzeugt. Anschließend wird eine schnelle Fourier-Transformation auf das Pulswellensignal angewendet, um die Pulsfrequenz HR zu berechnen. Es gibt jedoch Situationen, in denen die Körperbewegungskomponente nicht ausreichend unterdrückt werden kann, wie etwa bei anaeroben Übungen, wenn das Schwingen der Arme unregelmäßig ist und eine starke Bewegung vorhanden ist. Eine Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß einem vierten Beispiel der vorliegenden Erfindung geht dieses Problem an, indem eine Autokorrelationsfunktion auf das Pulswellensignal Vm angewendet wird, um eine in dem Pulswellensignal Vm enthaltene unregelmäßige Körperbewegungskomponente zu unterdrücken. Eine genaue Pulsfrequenz HR wird dann berechnet, indem das Ergebnis dieser Autokorrelationsoperation des Pulswellensignals Vm einer Frequenzanalyse unterzogen wird.

Eine Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß diesem vierten Beispiel ist mit der Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß dem dritten Beispiel identisch, mit der Ausnahme, dass der Datenverarbeitungsschaltung 501 des dritten Beispiels ein Autokorrelationsoperator 58 hinzugefügt ist. 40 ist ein Blockschaltbild einer Datenverarbeitungsschaltung 502 gemäß diesem vierten Beispiel. Diese Datenverarbeitungsschaltung 502 weist einen Autokorrelationsoperator 58 zwischen dem Speicher 53 und dem Pulswellen-Frequenzanalysator 54 auf. Der Autokorrelationsoperator 58 berechnet eine Autokorrelationsfunktion, die weiter unten näher beschrieben ist, unter Verwendung der Pulswellendaten MD als Eingangs-Sampledaten, um autokorrelierte Pulswellendaten MD' zu erzeugen.

Diese Autokorrelationsfunktion wird im Folgenden beschrieben. Die Pulswelle gibt die Pulsschläge an, welche auftreten, wenn sich der Blutfluss durch die Arterien, der durch Kontraktionen des Nerzes erzeugt wird, durch die Arterien bewegt. Infolgedessen hat die Pulswelle eine konstante Periode, die mit dem Herzschlag synchronisiert ist. Dagegen hat eine unregelmäßige Körperbewegung keine Periode. Die Autokorrelationsfunktion kann den Teil mit einer Periode verstärken. Es ist daher möglich, die Körperbewegungskomponente zu unterdrücken und die Pulswellenkomponente zu verstärken, indem eine Autokorrelationsfunktion auf Pulswellendaten MD angewendet wird, die sowohl eine unregelmäßige Körperbewegungskomponente als auch eine regelmäßige Pulswellenkomponente enthalten.

Wenn x(t) eine unregelmäßige Änderung repräsentiert und x(t) eine periodische Änderung mit der Periode T aufweist, kann x(t) aus den folgenden Gleichungen erhalten werden: x(t) = x(t±nT) wobei n = 0, 1, 2, ...

Anders ausgedrückt, die Wellenform wird sich selbst überlagert, wenn sie um ein ganzzahliges Vielfaches der Periode verschoben wird. Wenn die unregelmäßige Änderung x(t) eine strenge Periodizität aufweist, erzeugt ein Verschieben der Welle entlang der Zeitachse um ein ganzzahliges Vielfaches der Periode eine Welle, die der ursprünglichen ähnlich ist. Es ist daher möglich, die Ähnlichkeit zwischen einer um eine Zeit &tgr; verschobenen Wellenform und der ursprünglichen Wellenform zu bestimmen und die periodische Komponente der Änderung zu ermitteln, indem man die Korrelation zwischen x(t) und x(t+&tgr;) bestimmt.

Die Autokorrelationsfunktion ist als der Mittelwert der Produkte von zwei um eine Zeit &tgr; zueinander versetzten Änderungen definiert, wobei x(t) die unregelmäßige Änderung bezüglich der Zeit ist, und wird durch die folgende Gleichung erhalten. C(&tgr;) = E[x(t)x(t+&tgr;)], wobei E der Scharmittelwert ist und bei einem stationären stochastischen Prozess durch einen Zeitmittelwert ersetzt werden kann. Die Autokorrelationsfunktion C(&tgr;) kann daher durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden. C (&tgr;) = tim 1/T fT/0 x(t)·x (t+&tgr;) dt

Die obige Gleichung ist die Autokorrelationsfunktion C(&tgr;) für ein stetiges Signal. Die Autokorrelationsfunktion für diskrete Daten hat folgende Form. C(T) = 1/N-i SUM [N-1] [j=1] {x(j)·x(j+i)} i = 0, 1, 2,..., N-1

Dies gilt für X(j), j = 1, 2,..., N, wobei N die endliche Anzahl von Samples ist.

Der Autokorrelationsoperator 58 wendet die Operation der Bildung der Summe von Produkten, die durch die obige Gleichung definiert ist, auf N Pulswellendaten MD(j) an, um autokorrelierte Pulswellendaten MD' zu erzeugen. Diese autokorrelierten Pulswellendaten MD' werden dann mit den Pulswellendaten MD verglichen, um die unregelmäßige Körperbewegungskomponente zu unterdrücken und die Pulswellenkomponente zu verstärken. Es ist daher möglich, das Signal-Rausch-Verhältnis der Pulswellen-Analysedaten MKD, die von dem Pulswellen-Frequenzanalysator 54 erzeugt werden, zu erhöhen. Infolgedessen kann der Pulswellenberechner 57 die Frequenz des Pulsspektrums genau identifizieren und eine genaue Pulsfrequenz HR berechnen.

Die Funktionsweise einer Messvorrichtung für biologische Informationen gemäß diesem vierten Beispiel der vorliegenden Erfindung ist dieselbe wie die des dritten Beispiels, mit Ausnahme der oben angegebenen Autokorrelationsberechnung. Infolgedessen wird die Funktionsweise des Autokorrelationsoperators 58 unter Bezugnahme auf Vergleichsbeispiele beschrieben. Es ist anzumerken, dass in jedem der folgenden Beispiele die Messwerte, die von der Sensoreinheit ermittelt wurden, bei unregelmäßiger Körperbewegung erhalten wurden.

Bei diesem ersten Vergleich weist die LED 31 der in 5 dargestellten Sensoreinheit 30 eine Kennlinie der Emissionswellenlänge auf, wie in 28 dargestellt (mittlere Wellenlänge der Emissionen 525 nm). 41 ist eine graphische Darstellung, welche die Wellenform