本申請基于2015年5月15日提交的日本專利申請No.2015-099748且要求其的優先權，其全部內容以引用的方式引入本申請。

技術領域

本發明涉及脈搏計，例如，涉及一種對血管發光的脈搏計。

背景技術：

已經知道了使用諸如發光二極管(LED)的發光器和諸如光電晶體管或光電二極管的光電檢測器的脈搏計。一般來說，脈搏計被配置成通過電池來驅動，這意味著需要抑制功耗。

已經知道了一種抑制LED中的功耗來抑制脈搏計中的功耗的技術。例如，日本未審專利申請公開No.3-126437公開了一種使發光元件間歇發光以減少功耗的技術。日本未審專利申請公開No.3-126437還公開了：參考發光元件點亮時的時序來延遲采樣和保持電路的采樣時序，由此防止由于光接收元件(光電二極管)的特性而造成的脈搏信號的S/N比率的惡化。

技術實現要素：

為了進一步減少脈搏計的功耗，如何設置發光元件的發光時間是重要的。然而，日本未審專利申請公布No.3-126437僅僅公開了防止由于發光元件的間歇發光而出現的S/N比率的惡化。在該文件中，采用固定值(0.48ms)作為發光時間。即，在日本未審專利申請公布No.3-126437中，沒有公開如何確定發光元件的發光時間。需要 抑制發光時間以便節省脈搏計的電能。

通過本申請的說明書和附圖，現有技術的其它問題和本發明的新穎特性將變得明顯。

根據一個實施例，一種脈搏計包括測量采樣和保持電路的輸出為恒定的時間的時間測量單元，并且發光器的發光時間通過時間測量單元測量的時間來設置。

根據一個實施例，可以減少脈搏計的功耗。

附圖說明

結合附圖通過以下具體實施例的描述，上述和其它方面、優點和特征將更加明顯，在附圖中：

圖1是示出根據第一實施例的脈搏計的配置的框圖；

圖2是示出通過發光器和光電檢測器獲得的脈搏信號的狀態的示意性視圖；

圖3A是示出頻率分析單元的頻率分析結果的示例的圖，且示出了脈搏信號的頻譜的量值小于預定標準的情況的示例；

圖3B是示出頻率分析單元的頻率分析結果的示例的圖，且示出了脈搏信號的頻譜的量值大于預定標準的情況的示例；

圖4A是示出根據比較示例的脈搏計中的光接收信號的幅值的示例的圖，且示出了當光接收信號中沒有噪聲時的幅值的示例；

圖4B是示出根據比較示例的脈搏計中的光接收信號的幅值的示例的圖，且示出了當光接收信號中包括由于身體移動導致的噪聲時的幅值的示例；

圖5是示出了根據比較示例調節光量的狀態的示例的圖，其中上圖示出了發射的光量隨時間的變化，中間的圖示出了檢測的光接收信號隨時間的變化，且下圖示出了光接收信號的幅值隨時間的變化；

圖6是用于描述調節寬度的計算的圖，且示出了示出發光器發光量與脈沖信號S/N比率之間關系的圖；

圖7是示出了根據第二實施例的在脈搏計中調節光量的狀態的 示例的圖，其中上圖示出了發射的光量隨時間的變化，中間的圖示出了檢測的光接收信號隨時間的變化，且下圖示出了已獲得的脈沖信號S/N比率隨時間的變化；

圖8是示出了根據第三實施例的在脈搏計中調節光量的狀態的示例的圖，其中上圖示出了發射的光量隨時間的變化，中間的圖示出了檢測的光接收信號隨時間的變化，且下圖示出了已獲得的脈沖信號S/N比率隨時間的變化；

圖9是示出根據第四實施例的脈搏計中的調節操作的一個示例的流程圖；

圖10是示出根據第四實施例的脈搏計的脈搏信號S/N比率與發光器的光量隨時間變化的一個示例的圖；

圖11是示出根據第五實施例的脈搏計的配置的框圖；

圖12是用于描述根據第五實施例的發光器的發光時間的設置的圖，上圖示出了發光器的發光狀態隨時間變化，下圖示出了發光器發光時AD轉換器的輸出值隨時間變化；

圖13是示出根據第五實施例的脈搏計的電路配置的一個示例的電路圖；

圖14是示出根據第五實施例的在脈搏計中切換發光控制狀態和偏置電壓生成狀態時的時序的一個示例的時間圖；以及

圖15是示出根據第五實施例的脈搏計的另一配置的框圖。

具體實施方式

為了清楚描述，適當地省略或簡化了以下的描述和附圖。此外，執行各種處理的在附圖中示出為功能塊的每個元件可以由CPU、存儲器或其它硬件電路來形成，且可以通過以軟件形式加載在存儲器中的程序來實現。因此，本領域技術人員將理解到，這些功能塊可以僅通過硬件、僅通過軟件或者它們的組合以各種方式來實現而沒有任何限制。在附圖中，相同的部件通過相同的附圖標記來標注，且適當地省略了重復的描述。

此外，使用任意類型的非短時性計算機可讀介質可以將上述的程序儲存和提供給計算機。非短時性計算機可讀介質包括任意類型的實體儲存介質。非短時性計算機可讀介質的示例包括磁儲存介質(諸如軟盤、磁帶、硬盤驅動器等)、光磁儲存介質(例如磁光盤)、光盤只讀存儲器(CD-ROM)、CD-R、CD–R/W以及半導體存儲器(諸如掩蔽ROM、可編程ROM(PROM)、可擦除PROM(EPROM)、閃存ROM、隨機存取存儲器(RAM)等)。可以使用任意類型的短時性計算機可讀介質將程序提供給計算機。短時性計算機可讀介質的示例包括電信號、光信號和電磁波。短時性計算機可讀介質可以經由有線通信線路(例如電線、光纖)或無線通信線路來提供程序至計算機。

<第一實施例>

圖1是示出根據這個實施例的脈搏計1的配置的框圖。脈搏計1包括發光器10、驅動電路11、光電檢測器12、放大器電路13、AD轉換器14(模擬/數字轉換器)、頻率分析單元15、脈沖速率計算單元16和調節單元17。

發光器10例如是LED。發光器10通過驅動電路11來驅動并發光。當測量脈沖時，發光器10向目標的血管發光。發光器10可以包括一個或多個LED。發光器10發出的光可以具有期望的顏色(例如綠色、紅色、紅外顏色)。在這個實施例中，發光器10由發綠光的兩個LED形成。

當發光器10發光時，驅動電路11控制光量和發光時序。在這個實施例中，驅動電路11同時點亮或熄滅發綠光的兩個LED。驅動電路11控制LED，使得在恒定周期交替重復點亮和熄滅。從人體反射的光的強度由于皮膚顏色、皮膚厚度等不同而變化。因此，當測量脈沖時需要根據測量目標來調節光量。驅動電路11根據以下描述的調節單元17的指令來控制發光器10的光量。驅動電路11例如能夠通過DA轉換器(數字/模擬轉換器)將從調節單元17輸出的數字控制信號轉換成模擬信號，并調節發光器10的發光量。

光電檢測器12例如由光電晶體管或光電二極管形成。光電檢測器12檢測在測量脈沖時發光器10發出的經由目標的血管的光。在這個實施例中，如圖2所示，發光器10和光電檢測器12被布置成使得關于目標的人體部分(圖2中所示示例的手指50)處于相同方向上。因此，光電檢測器12檢測由發光器10發出的光通過目標的人體部分反射而獲得的光。即，當測量脈搏時，光電檢測器12檢測發光器10發出的光在目標的血管中反射而獲得的光。發光器10發出的光照明的人體部分不限于手指，且可以例如是手臂。當如上所述使用反射傳感器時，不需要將發光器和光電檢測器提供成相互相對且人體插在中間，由此可以減少器件的大小。此外，由于在這個實施例中采用了向人體發光來測量脈搏的配置，所以可以減少目標的負擔。

光電檢測器12檢測到的光的強度根據血管中的脈搏而波動。如隨后的描述，脈搏計1通過捕捉這種波動來計算脈沖速率。

放大器13放大光電檢測器12的輸出信號。放大器電路13包括可編程儀表放大器，且放大器電路13的增益可以改變。此外，放大器電路13包括差分放大器電路，消除后面要描述的DC偏移信號，以及放大脈搏信號。具體來說，經由光電檢測器12獲取的指示生物特征信號的電壓和用以消除DC偏移信號的偏置電壓被輸入到差分放大器電路作為輸入信號。放大器電路13放大的信號被輸入到AD轉換器14。

AD轉換器14模擬/數字地轉換光電檢測器12的輸出信號。更具體而言，AD轉換器14以恒定周期模擬/數字地轉換放大器電路13放大的信號。這樣，從放大器13輸出的模擬信號被轉換成數字數據，其是用于計算脈沖速率的采樣數據。當開始測量時，發光器10的光發射被重復，這使得AD轉換器14連續地輸出采樣數據。

頻率分析單元15對AD轉換器14轉換的數據進行頻率分析。每次在預定量的采樣數據從AD轉換器14被輸入到頻率分析單元15中時，頻率分析單元15對由預定量的采樣數據形成的數據串進行頻 率分析。具體而言，頻率分析單元15以預定周期在采樣數據的數據串上執行快速傅里葉變換(FFT)處理。頻率分析單元15將分析結果輸出到脈沖速率計算單元16和調節單元17。

脈沖速率計算單元16通過頻率分析單元15的分析結果來計算脈沖速率。具體來說，脈沖速率計算單元16從與頻率分析單元15分析的脈沖相對應的頻帶(例如，0.5Hz-2Hz)的頻率分量中提取出譜值最大的頻率分量作為與所述脈沖相對應的頻率，并通過提取的頻率計算存儲脈搏速率。通過將提取的頻率轉換成每分鐘的振動頻率來計算出脈沖速率。

調節單元17基于頻率分析單元15的分析結果來調節發光器10的發光量和放大器電路13的增益。此外，調節單元17基于頻率分析單元15的分析結果根據DC偏置信號的信號強度來將要輸入到放大器電路13的偏置電壓調節為偏置電壓。

現在，將描述發光器10發光量的調節和放大器電路13的增益調節。在脈搏計1中，為了準確地測量脈沖，發光器10的發光量或者放大器電路13的增益需要通過要檢測的脈搏信號的量值來調節。然而，通過光電檢測器12獲得的生物特征信號除了指示脈沖信息的生物特征信號(脈搏信號)以外，包括除了脈搏以外的其它位置(例如，皮膚、骨骼)處通過光發射獲得的生物特征信號。除了脈搏以外的其它位置處通過光反射獲得的生物特征信號的值變得大于脈搏信號的值。具體來說，當使用圖2所示的反射傳感器時，明顯出現了除了脈搏以外的其它位置處通過光反射獲得的生物特征信號。在這個示例中，除了脈搏以外的其它位置處通過光反射獲得的生物特征信號被定義為DC偏移信號。

當DC偏移信號總是恒定時，可以容易地從生物特征信號中僅提取出脈搏信號。然而，DC偏移信號的量值針對每個目標而變化，且根據測量期間的狀態(諸如測量期間目標的姿勢、光電檢測器12和測量對象之間的距離、周圍環境的光照等)而波動。DC偏移信號的波動通過低頻信號來表示，且具有接近脈搏信號的帶寬的帶寬。因 此，為了實現從生物特征信號中僅消除DC偏移信號波動的處理且通過濾波處理來提取脈搏信號，需要高維濾波器處理。然而，當使用這種濾波器時，需要花費時間來使濾波器的輸出穩定，且計算負載變大。

在這個實施例中，作為通過濾波處理來提取脈搏信號的代替，基于頻率分析單元15的分析結果來提取脈搏信號，并確定脈搏信號的信號電平。圖3A和圖3B均是示出頻率分析單元15的頻率分析結果的示例的圖。圖3A示出了脈搏信號的頻譜的量值小于預定標準的情況，圖3B示出了脈搏信號的頻譜的量值大于預定標準的情況。如上所述，脈沖速率計算單元16通過頻率分析單元15的分析結果找出脈搏信號，并計算脈沖速率。因此，脈沖速率計算單元16例如在頻率分析單元15分析的脈沖所對應的頻帶的頻率分量中，提取出具有最大譜值(見圖3A和3B)的頻率分量60。

根據頻率分析單元15的頻率分析，如圖3A和3B所示，可以獲得每個頻率分量的信號強度(頻譜)。即，可以容易地通過頻率分析單元15的分析結果來獲得脈搏信號的信號強度。調節單元17通過頻率分析單元15的分析結果來獲取脈搏信號的信號強度，且當脈搏信號的信號強度小于預定標準時，增加發光器10的發光量以使得其大于當前發光量，或者增加放大器13的增益以使其高于當前增益。此外，調節單元17通過頻率分析單元15的分析結果來獲取脈搏信號的信號強度，且當脈搏信號的信號強度等于或大于預定標準時，降低發光器10的發光量以使其小于當前發光量，或者降低放大器電路13的增益以使其低于當前增益。

更具體來說，在這個實施例中，調節單元17如下地工作。調節單元17根據頻率分析單元15的分析結果計算脈搏信號的噪聲電平，即S/N比率(信噪比)，將S/N比率與預定閾值進行比較，并根據比較結果執行調節。除了脈搏信號的頻率以外的頻率分量被定義為噪聲。調節單元17從頻率分析單元15的分析結果中計算與脈搏信號有關的S/N比率。當計算的S/N比率大于或等于預定閾值時，發 光器10的發光量或者放大器電路13的增益被減少，以說明噪聲較小。此外，調節單元17從頻率分析單元15的分析結果中計算與脈搏信號有關的S/N比率，并且當計算的S/N比率小于預定閾值時，發光器10的發光量或者放大器電路13的增益被增大，以說明噪聲較大。調節單元17確定設置值來調節光量或增益，并且每次頻率分析單元15輸出頻率分析結果時執行調節。在這個實施例中，當調節單元17確定光量或增益需要增加時，例如，調節單元17將光量的設置值或者增益的設置值增加預定的固定調節寬度。另一方面，當調節單元17確定光量或增益需要減少時，調節單元17將光量的設置值或者增益的設置值減少預定的固定調節寬度。

如上所述，通過調節單元17執行調節，可以在保持脈搏測量時減少功耗。

此外，如圖3A和3B所示，從頻率分析單元15的分析結果中，獲得DC偏移信號作為預定頻帶的頻率分量，更具體來說，頻率約為0Hz的頻率分量61。因此，從頻率分析單元15的分析結果，可以獲得包括在通過光電檢測器12獲得的生物特征信號中的DC偏移信號的強度。因此，調節單元17基于頻率分析單元15的分析結果來獲得DC偏移信號的信號強度。然后，調節單元17根據DC偏移信號的信號強度來將要輸入到放大器電路13的偏置電壓調節至偏置電壓。因此，可以從放大器電路13中的光電檢測器12的信號輸出中消除DC偏移信號并且放大剩余的信號分量。因此，可以提高測量脈沖的精度。

盡管以上已經描述了根據此實施例的通過調節單元17的調節，現在將描述根據比較示例的光量調節。假設，在根據比較示例的脈搏計中，僅基于光電檢測器12接收的信號(此后該信號將被稱作光接收信號)的幅值來調節發光器10的發光量。光接收信號對應于上述的生物特征信號。在這種情況下，根據比較示例的脈搏計具有以下問題。

圖4A和4B每個都是示出根據比較示例的脈搏計中的光接收信 號的幅值的示例的圖。圖4A示出當光接收信號中沒有噪聲時的幅值的示例；圖4B示出當光接收信號中包括由于身體移動等導致的噪聲時的幅值的示例。當如圖4A所示光接收信號中沒有噪聲時，即使脈搏信號的幅值相對較小也可以測量脈搏。然而在根據比較示例的脈搏計中，僅通過幅值來調節發光器10的發光量。因此，當幅值較小時，即使S/N比率足夠高來測量脈搏，也執行這種調節以增加光量。因此，不必要地增加了功耗。當如圖4B所示，在光接收信號中包括了諸如身體移動的噪聲時，由于噪聲的影響可能錯誤地檢測到脈搏信號的幅值。例如，由于身體移動導致的噪聲分量的幅值通常大于脈搏信號的幅值。因此，當將身體移動導致的幅值錯誤地確定為脈搏信號的幅值時，即使當光量不夠時也可以不增加光量。在這種情況下，光量不夠且不能測量脈搏信號。

另一方面，在根據此實施例的調節中，基于根據頻率分析單元15的分析結果的脈搏信號的信號強度來執行調節，由此可以減少由于噪聲分量導致的錯誤調節。因此可以適當地減少脈搏計的功耗，同時抑制測量脈沖的精度的惡化。此外，由于發光器10發出的光量或者放大器電路13的增益通過頻率分析單元15的頻率分析結果來設置，不需要提供用來從光接收信號中僅提取脈搏信號的濾波器，由此可以降低處理負載。由于頻率分析單元15的頻率分析需要通過脈沖計算單元16計算脈沖速率，無需施加額外的負載來調節光量和增益。

在這個實施例中，在計算的S/N比率等于或大于預定閾值的情況下或者在計算的S/N比率小于預定閾值的情況下，調節單元17增加或減少發光器10的發光量或者放大器電路13的增益。然而，這個調節可以在上述情況中的一個中執行。此外，調節單元17可以只調節發光器10的發光量和放大器電路13的增益中的一個。

頻率分析單元15、脈沖速率計算單元16和調節單元17通過例如微控制單元(MCU)來實現。更具體來說，MCU通過中央處理單元(CPU)、非易失性存儲器等來形成，對應于頻率分析單元15、 脈沖速率計算單元16和調節單元17的程序儲存在非易失性存儲器中，通過由CPU執行相應的程序來執行每個處理。頻率分析單元15、脈沖速率計算單元16和調節單元17可以通過主CPU和子CPU來處理。此外，放大器電路13和AD轉換器14可以提供在MCU外部或者被包括在MCU內部。

<第二實施例>

接著，將描述第二實施例。將省略對以上已經描述的部件的描述。第二實施例與第一實施例的不同之處在于計算了調節發光器10發光量時的調節寬度。因而，在這個實施例中，例如在調節單元17確定需要增加光量時，調節單元17將光量增加與計算出的調節寬度對應的量，而不是將光量增加與不依賴于測量環境的固定寬度對應的量。

當發光器10發出光且發出的光經由手指或手臂被光電檢測器12接收到之后，由于被每個人散射吸收的光量不同，所以接收到的光量也會變化。雖然在發光器10發出的光量和光電檢測器12接收的光量之間有相關關系，但是這種相關關系并非一定是線性關系，而是根據情況諸如每個人皮膚的特性和厚度而不同。因此理論上難以提前推出相關表達式。此外，即使當發光器10發出恒定量的光，光電探測器12接收的光量也會根據測量環境(諸如光電檢測器12和測量目標之間的距離)而改變。因此，需要自動且不時地調節發光器10發出的光量。在第一實施例中，如上所述，通過監視光接收狀態，通過調節單元17來適當地調節發光器10發出的光量。

現在，將描述光量設置值的調節寬度被固定的情況。圖5是示出了根據比較示例的光量被調節的狀態的示例的圖。圖5的上圖示出了發射的光量隨時間的變化，圖5的中圖示出了檢測的光接收信號隨時間的變化，且圖5的下圖示出了光接收信號的幅值隨時間的變化。在圖5所示的比較示例中，基于光接收信號的幅值與閾值的比較結果，將發射的光量調節了固定的調節寬度。即，在根據比較示例的脈搏計中，在預定周期執行的調節的調節寬度是固定寬度。換句話說，在預定周期執行的每次調節中，一次調節中的調節寬度是 固定寬度。這時，如圖5所示，在根據比較示例的脈搏計中，對于每次調節，發射的光量的設置值被改變了固定寬度W。因此，在根據比較示例的脈搏計中，當光接收信號的幅值等于或小于閾值時，光量增加了固定寬度W，直到光接收信號的幅值達到閾值時為止。此外，在根據比較示例的脈搏計中，當光接收信號的幅值超過閾值時，光量以固定寬度W來減少。隨著固定寬度W變小，當光量變化時響應度降級。因此，當在測量的啟動階段光量不足時，需要時間來啟動正常測量。另一方面，當固定值W太大時，當光量增加時光量也變的太大，這會造成光接收信號的AD轉換值處于飽和狀態。在這種情況下，不能獲得脈沖信息。

在這個實施例中，當開始測量時，發射的光量和接收的光量之間的關系通過測量推出，且發光器10發射的光量的調節寬度通過推導結果來確定。即，調節單元17計算光量來從第一評估值、第二評估值和預定目標評估值獲得目標評估值，第一評估值與當發光器10發出第一光量的光時脈搏信號的強度有關，第二評估值與當發光器10發出第二光量的光時脈搏信號的強度有關，預定目標評估值與脈搏信號的強度有關。然后，調節單元17基于計算結果來調節發光器10發出的光量。目標評估值例如是與穩定測量所需的脈搏信號有關的S/N比率，且可以通過實驗提前獲得。

在這個實施例中，調節單元17如下地具體地計算發光器10的發光量的調節寬度。圖6是用于描述根據這個實施例的調節寬度的計算的圖，且示出了示出發光器10的發光量與脈沖信號S/N比率之間關系的圖。在圖6中，LED_A對應于第一光量，LED_B對應于第二光量，SN_A對應于第一評估值，SN_B對應于第二評估值，SN_X對應于目標評估值。

首先，調節單元17使發光器10在理想光量的情況下發光，并記錄此時的光量(圖6中的LED_A)和與脈搏信號有關的S/N比率(圖6中的SN_A)。接著，調節單元17以預定的固定寬度來改變光量并使發光器10發光，并且記錄此時的光量(圖6中的LED_B)和與脈 搏信號有關的S/N比率(圖6中的SN_B)。接著，調節單元17通過記錄結果來近似發光器10的發光量和與脈搏信號有關的S/N比率之間的關系。即，上述關系被近似為直線，具有為(SN_B-SN_A)/(LED_B-LED_A)的斜率k和為SN_A-LED_A×(SN_B-SN_A)/(LED_B-LED_A)的截距i。然后，調節單元17計算用以獲得目標S/N比率(圖6中的SN_X)的發光器10(圖6中的LED_X)的發光量。具體來說，通過LED_X＝(SN_X-截距i)/斜率k來計算發光器10的發光量。調節單元17調節發光器10的發光量來使發光器10發出計算的光量。

如上所述，在這個實施例中，針對每個測量環境計算了調節寬度，由此可以獲得適合于測量環境的調節寬度。圖7是示出了根據這個實施例的在脈搏計中光量被調節的狀態的示例的圖。圖7的上圖示出了發射的光量隨時間的變化，圖7的中圖示出了檢測的光接收信號隨時間的變化，且圖7的下圖示出了已獲得的脈沖信號S/N比率隨時間的變化。在這個實施例中，如圖7所示，調節發光器10的發光量以獲得計算的光量LED_X，由此可以提高反應性同時防止光接收信號的AD轉換值進行保護狀態。因此，與不包括這種配置的情況相比，可以減少開始正常測量的時間。

<第三實施例>

接著，將描述第三實施例。將省略對以上已經描述的部件的描述。在這個實施例中，根據光量被調節為增加或者光量被調節為減少，當調節發光器10發出的光量時的調節寬度被設置為不同的值。更具體來說，在根據這個實施例的脈搏計1中，當為了增大而調節發光器10的發光量時、以預定周期執行的調節單元17的調節的調節寬度大于當為了減少而調節發光器10的發光量時、以預定周期執行的調節單元17的調節的調節寬度。換句話說，在預定周期執行的每次調節中，在增加光量時一次調節的調節寬度被設置成大于在減少光量時一次調節的調節寬度。

改變發光器10發光量有兩個目的。第一個目的在于：當由于發光器10的發光量不夠所以在光電檢測器12中獲得的生物特征信號 不包括脈搏信息或者將不包括脈搏信息時，增加光量并正確地獲取脈搏信息。第二目的在于抑制發光器10的發光量并減少能夠正常測量脈搏時的功耗。

關于第一目的，測量不能執行或將不執行。因此，要求在增加光量時的高響應性能。另一方面，關于第二目的，測量已經正確地執行。因此，保持能夠正確地執行測量的狀態比高響應性能更重要。當通過調節單元17執行調節時，由于調節在脈搏信號波形中可能出現失真。這種失真在調節寬度變大時也變大。因此，關于第二目的，優選地調節寬度盡可能地小。考慮到上述討論，在這個實施例中，調節單元17根據調節光量以增大光量還是調節光量以減少光量來改變調節寬度。即，如圖8所示，在增加光量時，調節單元17通過調節寬度W_up來調節光量；在減少光量時，調節單元17通過調節寬度W_down來調節光量。調節寬度W_up大于調節寬度W_down。調節寬度W_up例如可以是預定調節寬度或者可以是用于將光量調節至上文在第二實施例中計算出的光量的調節寬度。此外，盡管調節寬度W_down是比調節寬度W_up小的調節寬度就足夠了，但是調節寬度W_down例如優選地是用于減少信號波形失真的可配置的最小調節寬度。即使當在不能正常執行測量時增加光量而在信號波形中出現失真，由于開始就沒有正常執行測量所以這種失真不會造成任何問題。即，由于包括失真的信號波形的數據不能用來計算脈搏速率，所以所有的數據應被丟棄。

根據這個實施例的脈搏計1，可以實現測量所需的高響應性能以及正確執行測量的狀態的保持。

<第四實施例>

接著，將描述第四實施例。將省略對以上已經描述的部件的描述。在發光器10的發光量的調節中或者在用于消除DC偏移信號的調節中，在一起執行調節而不考慮調節寬度時，在脈搏信號中可能出現失真。如果調節時序被設置成與脈搏信號無關的周期，在執行頻率分析時可以消除由調節產生的頻率。然而，考慮到折疊頻率等的影 響，難以確定調節時序。在這個實施例中，將提出用于抑制由調節造成的脈沖信號的失真的調節時序。

在這個實施例中，在執行調節時調節單元17通過分散的多次來執行調節。具體來說，根據這個實施例的調節單元17確定在預定周期的用于調節的設置值，并在預定周期內通過多個分散處理來執行確定的設置值的調節。即，調節單元17通過分散時序來設定設置值，以便調節發光器10的發光量和偏置電壓來取消DC偏移信號。

圖9是示出根據這個實施例的脈搏計1中的調節操作的一個示例的流程圖。在這個實施例中，調節單元17通過AD轉換器14的轉換時段執行調節或者在頻率分析單元15執行頻率分析時的時段執行調節。當調節量大于或等于預定閾值時，即當計算的設置值和當前設置值之間的差大于或等于預定閾值時，調節單元17以分散處理在AD轉換器14的轉換期中執行調節。此外，當調節量小于預定閾值時，即當計算的設置值和當前設置值之間的差小于預定閾值時，調節單元17在執行調節時在頻率分析單元15的分析周期執行調節而沒有分散時序。在圖9所示的示例中，每次AD轉換器14輸出N個轉換值時，頻率分析單元15執行FFT。

此后，將描述圖9所示的流程圖。在后面描述中，被設置用來調節發光器10的發光量的設置值和用來調節用于消除DC偏移信號的偏置電壓的設置值被稱作參數值。

在步驟100(S100)，AD轉換器14輸出一個轉換值。

在步驟101(S101)，判斷現在是否正在執行最優調節。即，判斷是否需要調節單元17的調節。當需要調節時(S101中的否)，處理進行到步驟102。當不需要調節時(S101中的是)，處理進行到步驟S103。

在步驟102(S102)中，調節單元17設置已經分散的參數值。因而，調節單元17在分散處理中在AD轉換器14的轉換時段中執行調節。當沒有分散的參數值時，即當不在分散的處理中執行調節時，調節單元17在步驟102中不執行調節。后面將描述參數值的分 散。

在步驟103(S103)，判斷通過頻率分析單元15分析的AD轉換結果的數目是否達到N。當AD轉換器14的轉換值的輸出次數是N或更大時，處理進行到步驟104。另一方面，當AD轉換器14的轉換值的輸出次數小于N時，意味著用于頻率分析單元15的頻率分析的數據片的數目不夠。在這種情況下，處理返回到步驟100。

在步驟104(S104)中，頻率分析單元15在AD轉換器14的轉換結果上執行FFT操作。

在步驟105(S105)中，調節單元17基于頻率分析單元15的分析結果來計算參數值。即，調節單元17基于頻率分析單元15的分析結果來確定發光器10的發光量的設置值。此外，調節單元17基于頻率分析單元15的分析結果來確定偏置電壓的設置值以消除DC偏移信號。

接著，在步驟106(S106)中，調節單元17判斷是否按照分散的處理來設置在步驟S105中計算的參數值。更具體而言，調節單元17判斷在步驟105中計算的參數值和當前設置的參數值之間的差是否大于或等于預定閾值。當確定在步驟105中計算的參數值應該按照分散的處理來設置時(步驟106中是)，處理進行到步驟107。另一方面，當確定在步驟105中計算的參數值不應該按照分散的處理來設置時(步驟106中否)，處理進行到步驟108。

在步驟107(S107)中，調節單元17分散在步驟105中計算的參數值并且依次確定要設置的值。例如，調節單元17確定每次的調節量，以便在多個分散的次數中調節按照在步驟105中計算的參數值的調節量。在步驟107后，處理返回到步驟100。因而，在步驟102中，在分散的處理中執行了調節。

另一方面，在步驟108(S108)中，調節單元17設置在步驟105中計算的參數值并執行調節。因而，在沒有分散處理的情況下執行了調節。在步驟108之后，處理返回到步驟100。

如上所述，在根據這個實施例的脈搏計1中，在分散的處理中執 行調節，由此可以抑制由于調節造成的信號波形的失真。因此，由于調節造成的偽信號的出現可以被抑制，且可以抑制測量精度的惡化。雖然在上述描述中在調節量大于或等于預定閾值時才在分散的處理中執行調節，也可以與調節量的量值無關地在分散的處理中執行調節。

現在，通過脈搏信號的S/N比率和發光器10的發光量隨時間變化，來示出根據這個實施例的脈搏計1的操作的一個示例。圖10是示出根據這個實施例的脈搏計1的脈搏信號S/N比率與發光器10的發光量隨時間變化的一個示例的圖。在圖10所示的示例中，在時間t1至t2，脈搏信號S/N比率大于或等于第一閾值Tr1，并且在執行測量時發光器10的發光量足夠大。在這種情況下，調節單元17調節發光器10的發光量以減少發光量來減少功耗(圖10中的時間t2至t3)。調節單元17執行調節，使得每次減少的光量處于不會在信號波形中造成失真的范圍之內。即，當基于上述步驟105計算的參數值的減少量大于預定閾值時，調節單元17通過在AD轉換器14的轉換時段(即采樣時段)分散處理來執行減少量的調節。例如，假設不會在信號中造成失真的范圍是用來控制調節的DA轉換器的10LSB，當前設置值是20LSB，且設置值是50LSB。在這種情況下，當一次設置30LSB時，在信號波形中出現失真。因此，調節單元17通過三個分散的處理來執行設置。當通過多個分散的處理來執行設置時，需要花時間來完成期望的設置。然而，由于在時間t1正常執行測量時沒有產生因為調節造成的信號失真是重要的，所以這沒有造成問題。

當S/N比率達到第一閾值Tr1時，調節單元17確定發光器10的發光量是合適的。在這種情況下，調節單元17既不增加也不降低發光器10的發光量，且保持發光器10的發光量為恒定(圖10中的時間t3至t4以及時間t6至t7)。此外，當S/N比率低于第一閾值Tr1時，調節單元17執行調節以形成不影響信號的S/N比率、第一閾值Tr1(圖10中的時間t4至t5以及t5至t6)。根據需要，也可 以在分散的處理中執行此時的調節。例如當光電檢測器12和測量目標之間的距離偏差時，可以出現S/N比率的惡化。此外，當S/N比率大幅惡化且達到第二閾值Tr2時，測量的信號沒有用。在這種情況下，調節單元17大幅增加發光器10的發光量并再次執行測量(圖10中的時間t8)。在這種情況下例如如下地執行調節。即，光量可以增加與計算的調節寬度對應的量，如第二實施例所述。由于S/N比率低于第二閾值Tr2的數據沒有包括脈搏信息，故所有的數據被丟棄。

<第五實施例>

接著，將描述第五實施例。將省略對以上已經描述的部件的描述。在這個實施例中，包括了采樣和保持電路，且根據與光電檢測器12的上升時間以及采樣和保持電路的充電時間對應的時間測量值來設置發光器10的單次發光的時序時間。

圖11是示出根據這個實施例的脈搏計2的配置的框圖。脈搏計2包括發光器10、驅動電路11、光電檢測器12、采樣和保持電路20、放大器電路13、AD轉換器14、頻率分析單元15、脈沖速率計算單元16、調節單元17、計時器21和時間測量單元22。

采樣和保持電路20在預定周期獲得和保持與發光器10在所述預定周期的發光有關的光電檢測器12的輸出電壓。因此，AD轉換器14模擬/數字地轉換采樣和保持電路20的輸出電壓。更具體而言，AD轉換器14將通過放大器電路13放大采樣和輸出電路20的輸出獲得的模擬信號進行轉換。采樣和保持電路20例如可以與實現頻率分析單元15的MCU集成形成，或者可以形成為設置在MCU外部的電路。定時器21例如是包括在MCU中的定時器且對時間計數。時間測量單元22測量從發光器10開始發光的時刻到采樣和保持電路20的輸出恒定的時刻的時間。在這個實施例中，具體地，時間測量單元22通過計時器21來測量從發光器10開始發光的時刻到發光后AD轉換器14的輸出恒定的時刻的時間，由此測量了采樣和保持電路20的輸出恒定的時間。類似于例如頻率分析單元15等，時間 測量單元22通過MCU來實現。

使用采樣和保持電路20的一個優勢在于可以減少發光器10的發光時間。當沒有使用采樣和保持電路20時，發光器10的發光時間依賴于光電檢測器12的上升時間和AD轉換器14的轉換時間。具體來說，當執行高精度測量時，數字西格瑪AD轉換器可以用作AD轉換器14。在這種情況下，轉換時間變得長于使用另一AD轉換器的情況下的轉換時間。因此，需要增加發光器10的發光時間，這造成了功耗增加。另一方面，當使用采樣和保持電路20時，發光器10的發光時間可以被限制至光電檢測器12的上升時間和采樣和保持電路20的充電時間，由此可以減少功耗。

如上所述，考慮到節省電力，發光器10的發光時間優選被設置為光電檢測器12的上升時間與采樣和保持電路20的充電時間之和。光電檢測器12的上升時間與采樣和保持電路20的充電時間之和的時間通常基于部件的規格等通過推斷而計算出來。然而，事實上，即使使用相同規格的光電檢測器12，光電檢測器12之間的上升時間也不同。因此，當基于部件等的規格來設置發光時間時，發光時段比光電檢測器12的上升時間與采樣和保持電路20的充電時間之和更長。在這個實施例中，在實際使用的系統中測量了與光電檢測器12的上升時間以及采樣和保持電路20的充電時間對應的時間。

具體來說，驅動電路11先使發光器10發光。在發光器10發光后，時間測量單元22監視AD轉換器14的輸出值。時間測量單元22使用計時器21測量從發光器10開始發光的時刻，直到AD轉換器14輸出變為恒定的時刻。AD轉換器14的輸出變為恒定的時刻對應于采樣和保持電路20的輸出電壓變為恒定的時刻。由于時間測量單元22測量的時間是與光電檢測器12的上升時間與采樣和保持電路20的充電時間對應的時間測量值，時間測量單元22將測量的時間設置為發光器10的單次發光的持續時間。因此，控制發光器10，使得以預定周期即采樣周期重復的發光器的單次發光持續時間變為等于時間測量單元22測量的時間。

圖12是用于描述發光器10的發光時間的設置的圖，上圖示出了發光器10的發光狀態隨時間變化，下圖示出了發光器10發光時AD轉換器14的輸出值隨時間變化。在圖12中，發光器10在基于光電檢測器12與采樣和保持電路等的規格計算出的、與光電檢測器12的上升時間與采樣和保持電路20的充電時間之和對應的時段內發光。如圖12所示，在從開始發光到AD轉換器14的輸出變為恒定的時刻，發光器10發光是足夠的。因此，對于過長的非必要時段，不再發光。因此，可以抑制功耗。盡管在這個實施例中脈搏計2包括計時器2和時間測量單元，根據與發光器10中的采樣和保持電路20的充電時間以及光電檢測器12的上升時間對應的時間測量值，來設置單次發光的持續時間也是足夠的。包括計時器21和時間測量單元22也并非必需。此外，盡管在這個實施例中時間測量單元22監視用于測量脈搏的AD轉換器14的輸出，但是除了AD轉換器14以外也可以監視接收采樣和保持電路20的輸出電壓(例如，放大器電路13的輸出)的AD轉換器的輸出。此外，當使用了除了AD轉換器14以外的、其中高速操作是可能的AD轉換器時，可以更精細的測量時間。由于使用AD轉換器來判斷輸出是否到達預定值，所以AD轉換器的精度可以低于AD轉換器14的精度。

接著，將描述根據這個實施例的電路配置。當控制發光器10的發光量時，需要提供DA轉換器，其數字/模擬地轉換控制光量的控制信號。此外，當從經由光電檢測器12獲取的生物特征信號中消除DC偏移信號時，需要提供DA轉換器，其數字/模擬地轉換產生要輸入到放大器電路13的偏置電壓的控制信號。然而，通常的MCU不是總是包括兩個或更多個DA轉換器。因此，將提出使用一個DA轉換器和一個運算放大器來控制光量和偏置電壓二者的技術。

圖13是示出根據這個實施例的脈搏計2的電路配置的一個示例的電路圖。在圖13所示的示例中，在形成脈搏計2的部件中，示出了發光器10、驅動電路11、光接收感測電路120、采樣和保持電路20、放大器電路13和AD轉換器14。

發光器10由LED 100和101形成。LED 100和101并聯連接在電源電壓VDD的線路與接地電壓VSS的線路之間。更具體而言，LED 100和101每個都具有連接到電源電壓VDD的線路的一個端子以及連接到形成驅動電路11的N溝道MOS晶體管的漏極的另一個端子。

驅動電路11包括DA轉換器DAC、運算放大器AMP1、開關SW1、SW2和SW3、電阻元件R1、R2和R3以及N溝道MOS晶體管NMOS。除了起驅動發光器10作用的電路以外，驅動電路11還具有產生要供給到放大器電路13的偏置電壓的作用。可以通過改變開關SW1、SW2和SW3來切換這些功能。

DA轉換器DAC例如是12位DA轉換器。DA轉換器DAC接收控制光量的數字控制信號或者數字控制偏置電壓的數字控制信號、將輸入到DA轉換器DAC的數字控制信號轉換成模擬信號、并且將轉換的信號輸出到運算放大器AMP1的非反相輸入端子。運算放大器AMP1的反相輸入端子連接到節點N1。運算放大器AMP1的輸出端子連接到開關SW1。開關SW1經由電阻元件R1連接到N溝道MOS晶體管NMOS的柵極。此外，提供在電阻元件R1和N溝道MOS晶體管NMOS之間的節點N2連接到經由電阻元件R2連接到節點電壓VSS的線路。N溝道MOS晶體管NMOS的源極經由電阻元件R3連接到接地電壓VSS的線路。

此外，開關SW2具有連接到節點N1的一個端子以及連接到提供在運算放大器AMP1和開關SW1之間的節點N3的另一端子。即，開關SW2具有經由節點N1連接到運算放大器AMP1的反相輸入端子的一個端子以及經由節點N3連接到運算放大器AMP1的輸出端子的另一個端子。因此，當開關SW2接通時，形成了運算放大器AMP1的負反饋回路。節點N3還連接到放大器電路13。

開關SW3具有連接到節點N1的一個端子以及連接到提供在N溝道MOS晶體管NMOS的源極和電阻元件R3之間的節點N4的另一個端子。

當調節發光器10的發光量的控制信號被輸入到DA轉換器DAC時，開關SW1接通，開關SW3接通，開關SW2關斷，且運算放大器AMP1、開關SW1和SW3、電阻元件R1、R2和R3以及N溝道MOS晶體管NMOS形成恒定電流驅動電路。

此外，當控制要供給到放大器電路13的偏置電壓的控制信號被輸入到DA轉換器DAC時，開關SW1關斷，開關SW3關斷，開關SW2接通，且運算放大器AMP1和開關SW2形成緩沖器電路以供給根據控制信號而產生的偏置電壓至放大器電路13。

如上所述，開關SW1、SW2和SW3切換光發射控制狀態(第一狀態)和偏置電壓生成狀態(第二狀態)，光發射控制狀態是其中運算放大器AMP1用作恒定電流驅動電路以基于用于控制光量的信號來驅動發光器10的狀態，偏置電壓生成狀態是其中運算放大器AMP1用作緩沖器電路以將基于控制偏置電壓的信號而產生的偏置電壓供給到放大器電路13的狀態。因此，可以使用一個運算放大器AMP1和一個DA轉換器DAC來控制光量和偏置電壓二者。因此，可以減少部件數目。此外，當偏置電壓被供給到放大器電路13時，運算放大器AMP1被用作緩沖器放大器。因此，DA轉換器DAC的輸出處于低阻抗狀態，由此可以抑制DA轉換器DAC的電阻值對放大器電路13的增益的影響。

光接收感測電路120包括用作光電檢測器12的光電晶體管PT以及電阻元件R4，且光電晶體管PT和電阻元件R4串聯連接在電源電壓VDD的線路和接地電壓VSS的線路之間。節點N5提供在光電晶體管PT和電阻元件R4之間，且節點N5連接到采樣和保持電路20。光接收感測電路120經由節點N5輸出光接收信號至采樣和保持電路20。

采樣和保持電路20包括開關SW4、運算放大器AMP2和作為容性元件的電容器C。開關SW4具有連接到光接收感測電路120的節點N5的一個端子以及連接到運算放大器AMP2的非反相輸入端子的另一個端子。此外，節點N6提供在開關SW4和運算放大器AMP2 的非反相輸入端子之間。電容器C提供在節點N6和接地電壓VSS的線路之間。因此，在光接收感測電路120輸出光接收信號且開關SW4接通時，電容器C被充電至光接收感測電路120的輸出電壓。即使在開關SW4關斷時，電容器C也將充電期間光接收感測電路120的輸出電壓供給到運算放大器AMP2。在運算放大器AMP2中，形成負反饋回路。同時，運算放大器AMP2的輸出端子連接到放大器電路13的電阻元件R5。在具有上述配置的采樣和保持電路20中，開關SW4根據發光器10的發光時段來控制。

放大器電路13包括運算放大器AMP3、可編程儀表放大器PGA和電阻元件R5、R6、R7、R8、R9和R10。運算放大器AMP3的反相輸入端子通過電阻元件R6連接到驅動電路11的節點N3。此外，運算放大器AMP3的輸出端子通過電阻元件R7連接到提供在運算放大器AMP3的反相輸入端子和電阻元件R6之間的節點N7，且形成了負反饋回路。運算放大器AMP3的非反相輸入端子通過電阻元件R5連接到采樣和保持電路20的輸出端子。節點N8提供在運算放大器AMP3的非反相輸入端子和電阻元件R5之間，且運算放大器AMP3的非反相輸入端子經由節點N8連接到電阻元件R8。電阻元件R8具有連接到節點N8的一個端子和連接到提供在電阻元件R9和電阻元件R10之間的節點N9的另一個端子。電阻元件R9和R10串聯連接在電源電壓VDD的線路和接地電壓VSS的線路之間，且形成分壓電路。根據上述配置，運算放大器AMP3形成了差分放大器電路且基于經由節點N3輸入的偏置電壓消除了包括在從采樣和保持電路20輸出的信號中的DC偏移信號。如上所述當脈搏計2被切換到偏置電壓發生狀態時，形成了緩沖器電路，由此可以減少差分放大器電路的增益誤差。運算放大器AMP3的輸出端子連接到可編程儀表放大器PGA的輸入端子。可編程儀表放大器PGA是可以通過上述調節單元17來改變增益的放大器。可編程儀表放大器PGA的輸出被輸入到AD轉換器14。AD轉換器14例如是數字西格瑪AD轉換器，且模擬/數字地轉換從可編程儀表放大器PGA輸出的信號。

圖14是示出在脈搏計2中切換發光控制狀態和偏置電壓生成狀態時的時序的一個示例的時間圖。圖14示出了脈搏計2中的一個采樣操作的時間圖。在圖14所示的示例中，可以假設發光器10從時間T1至T2發光。

在時間T1，發光器10發光。這時，脈搏計2從偏置電壓生成狀態切換到發光控制狀態。即，在時間T1，開關SW1和開關SW3從關斷切換到接通，且開關SW2從接通切換到關斷。然后，在時間T2，發光器10停止。這時，脈搏計2從發光控制狀態切換到偏置電壓生成狀態。即，在時間T2，開關SW1和開關SW3從接通切換到關斷，且開關SW2從關斷切換到接通。此外，在時間T2，開關SW4從接通切換到關斷。時間T1到時間T2是執行采樣和保持電路20的采樣操作和電容器C通過光接收感測電路120的輸出來充電的時段。此后，在時間T3，AD轉換器14開始轉換。時間T2至時間T3對應于用于等待模擬前端的設置時間的預定等待時間。具體地，例如當發光控制狀態切換到偏置電壓生成狀態時出現等待時間。在時間T4，開關SW4接通且AD轉換器14完成轉換。電容器C保持充電狀態，直到開關SW4在時間T4關斷的時刻。即，時間T2到時間T4是執行采樣和保持電路20的保持操作的時段。當開關SW4在時間T4接通時，電容器C開始放電操作。在時間T5，發光器10再次發光，且在脈搏計2中重復上述操作。

盡管已經基于實施例具體描述了發明人完成的本發明，但是不用說本發明不限于以上已經說明的實施例，且可以在不離開本發明的精神的情況下對實施例進行各種改變。

例如，盡管在圖1中示出了包括放大器電路13的脈搏計1以及在圖1中描述了其中調節單元17調節發光器10的發光量和放大器電路13的增益的示例，但是在調節單元17不執行增益調節時脈搏計1可以不必包括放大器電路13。

此外，盡管在圖11中示出了根據第五實施例的脈搏計2的配置，但是在脈搏計2中也可以不提供調節單元17。即，可以如圖15所示 地形成脈搏計2。當來自采樣和保持電路20的輸出足夠時，可以忽略放大器電路13。此外，如上所述，在脈搏計2中，根據測量值來設置發光器10的發光時間是足夠的。脈搏計2可以不是必須包括計時器21和時間測量單元22。如上所述，在根據第五實施例的脈搏計2中，可以不提供調節單元17或者可以提供第一至第四實施例中描述的調節單元17的配置。

此外，盡管在以上實施例中采用了其中從圖2所示的反射傳感器獲取脈搏信號的配置，但是也可以使用透射型傳感器，其向手指發光、在與發光側相對的一側接收通過手指的光、并獲得脈搏信號。此外，測量目標不限于人體，也可以是動物。此外，測量位置可以是手指以外的位置，且可以是手臂、手掌或腳。此外，本發明可以應用到脈搏血氧儀中的脈搏測量。

本領域技術人員根據需要可以組合第一至第五實施例。

盡管關于多個實施例描述了本發明，本領域技術人員應理解，在所附權利要求的精神和范圍內，可以利用各種改型來實現本發明，且本發明不限于所描述的示例。

此外，權利要求的范圍不受上述實施例的限制。

此外，應注意：即使在后續程序中有修改，申請人也意圖涵蓋所有權利要求內容的等同。