本公開涉及一種活體信息測量裝置。

背景技術：

專利文獻1公開了一種自發射型傳感器裝置，該自發射型傳感器裝置包括：基座；光照射部件，其設置在基座上并且用具有不同波長的光束照射被測試的裝置，使得光束至少部分地彼此交疊；以及光接收部件，其設置在基座上并且針對每個波長檢測歸因于所照射光束的來自被測試裝置的光。

專利文獻2公開了一種測量氧飽和度和血流量的測量裝置，該測量裝置包括：第一光發射元件，其發射第一波長的光；第二光發射元件，其發射第二波長的光；驅動電路，其使第一光發射元件和第二光發射元件在不同時間點發射光；第一光接收元件，其被設置為接收從第一光發射元件發射且透射或散射通過設置在第一光發射元件和第二光發射元件的光照射到的位置處的生物組織的光；第二光接收元件，其設置在與第一光接收元件分離預定距離的位置處，以便接收從第一光發射元件和第二光發射元件發射且透射或散射通過生物組織的光；計算裝置，其用于基于通過來自第一光發射元件和第二光發射元件的光得到的第二光接收元件的輸出來計算生物組織的血液中的氧飽和度；以及計算裝置，其用于基于通過來自第一光發射元件的光得到的第一光接收元件和第二光接收元件的輸出的互相關函數來計算生物組織的血液流速。

專利文獻1：日本專利no.4,475,601

專利文獻2：jp-a-07-265284

技術實現要素：

當測量諸如血液中的氧飽和度和血流量的多個生物計量信息時，可以使用以下方法：發射不同波長的光的多個光發射元件朝向活體交替地發射光，并且基于透射通過活體或從活體反射的光量的改變來測量生物計量信息。

在這種情況下，為了測量包括在生物計量信息的變化中的高頻分量，例如，優選地增加交替地發射光的每個光發射元件的每單位時間的閃爍次數，并且縮短所接收的從活體反射的光的量的采樣時段。

然而，隨著每個光發射元件的閃爍次數的增加，光發射元件的開/關操作不跟隨(follow)針對光發射元件的開/關指令的情況更有可能發生。另外，而且在光接收元件中，因為所接收的從活體反射的光的量的采樣時段被縮短，所以針對光接收元件的接收光的量的獲取操作不跟隨的情況更有可能發生。

即，根據光發射元件和光接收元件等的響應性能，發生以下情況：每單位時間在光發射元件中閃爍次數的上限和每單位時間在光接收元件中的接收光的量的獲取次數的上限被限制，并且難以測量包括在生物計量信息的變化中的高頻分量。

本發明的目的是與通過從多個光發射元件交替地發射不同波長的光來測量生物計量信息的情況相比，精確地測量多個生物計量信息。

根據本發明的第一方面，提供了一種活體信息測量裝置，該活體信息測量裝置包括：

第一光發射元件和第二光發射元件，均發射不同波長的光；

光接收元件，其接收從所述第一光發射元件和所述第二光發射元件發射的光；

控制單元，其控制所述第一光發射元件和所述第二光發射元件中的每個的連續光發射時段，使得所述第二光發射元件的所述連續光發射時段比所述第一光發射元件的所述連續光發射時段更短；以及

測量單元，其基于在所述光接收元件中接收的光來測量多個活體信息。

根據本發明的第二方面，提供了一種根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元通過使用在所述第一光發射元件的每一個光發射時段內由所述第一光發射元件發射且在所述光接收元件中多次接收的光量和在與所述第一光發射元件的所述光發射時段相鄰的所述第二光發射元件的光發射時段內的接收光的量，來測量所述多個活體信息。

根據本發明的第三方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述控制單元控制所述第一光發射元件和所述第二光發射元件的所述光發射時段，使得所述光發射時段彼此不交疊。

根據本發明的第四方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元基于針對由所述第一光發射元件發射且在所述光接收元件中接收的光量的頻譜、由所述第一光發射元件發射且在所述光接收元件中接收的所述光量、以及由所述第二光發射元件發射且在所述光發射元件中接收的光量，來測量所述多個活體信息。

根據本發明的第五方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元在所述第一光發射元件的光發射時段和所述第二光發射元件的所述光發射時段中的至少一個內從所述光接收元件多次獲取接收光的量，并且當從所述光接收元件多次獲取所述接收光的量時，將所獲取的接收光的量的平均值假定為光發射時段期間的接收光的量。

根據本發明的第六方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元測量活體信息，該活體信息包括血流量、血流速度和血液量中的至少一個以及血液中的氧飽和度作為所述多個活體信息。

根據第一和第四方面，與通過從多個光發射元件交替地發射不同波長的光來測量生物計量信息的情況相比，可以精確地測量多個生物計量信息。

根據第二方面，與使用彼此不相鄰的光發射時段內的接收光的量的情況相比，可以精確地測量多個生物計量信息。

根據第三方面，與第一光發射元件的光發射時段和第二光發射元件的光發射時段交疊的情況相比，可以精確地測量多個生物計量信息。

根據第五方面，與在光發射時段內一次獲取接收光的量的情況相比，可以精確地測量多個生物計量信息。

根據第六方面，與單獨測量多個生物計量信息的情況相比，可以縮短測量時間。

附圖說明

將基于以下附圖詳細地描述本公開的示例性實施方式，附圖中：

圖1是示出血流信息和血液中的氧飽和度的測量示例的示意圖；

圖2是示出由于從活體反射的光引起的接收光的量的改變的一個示例的曲線圖；

圖3是用于說明當用激光束照射血管時發生的多普勒頻移的示意圖；

圖4是用于說明當用激光束照射血管時發生的光斑的示意圖；

圖5是示出譜分布關于接收光的量的改變的一個示例的曲線圖；

圖6是示出血流量的改變的一個示例的曲線圖；

圖7是示出在活體中吸收的光的吸收率的改變的一個示例的曲線圖；

圖8是示出光發射元件的所施加電壓的波形的一個示例的視圖；

圖9是示出活體信息測量裝置的構造的視圖；

圖10是示出光發射元件和光接收元件的布置的一個示例的視圖；

圖11是示出光發射元件和光接收元件的布置的另一個示例的視圖；

圖12是示出活體信息測量裝置的電氣系統的主要部件的示例性構造的視圖；

圖13是示出活體信息測量處理的流程的一個示例的流程圖；

圖14是示出發射ir光的光發射元件和發射紅光的光發射元件的光發射定時以及光接收元件的光接收定時的一個示例的時序圖；

圖15是示出發射ir光的光發射元件和發射紅光的光發射元件交替地閃爍時的光接收定時的一個示例的時序圖；

圖16是示出發射ir光的光發射元件和發射紅光的光發射元件的光發射定時以及光接收元件的光接收定時的另一個示例的時序圖；以及

圖17是示出發射ir光的光發射元件和發射紅光的光發射元件的光發射定時以及光接收元件的光接收定時的另一個示例的時序圖。

具體實施方式

此后將參照附圖詳細地描述本公開的示例性實施方式。貫穿附圖，相同元件、操作或功能由相同附圖標記或符號來表示，并且為了簡潔的目的，將不重復其解釋。

首先，參照圖1，將參照圖1描述測量作為活體信息中的關于血液的活體信息的一個示例的血流信息和血液中的氧飽和度的方法。

如圖1所示，當光從光發射元件1被發射以穿過患者(活體8)的身體并且在光接收元件3中被接收時，血流信息和血液中的氧飽和度通過使用由被反射或透射通過遍布活體8的動脈4、靜脈5和毛細血管6的光的強度來測量，即，使用在光接收元件3中接收的反射光或透射光的量來測量。

(血流信息的測量)

圖2是表示由光接收元件3接收的反射光的量的曲線80的一個示例。在圖2的曲線圖中，橫軸表示時間，并且縱軸表示光接收元件3的輸出，即，由光接收元件3接收的光量。

如圖2所示，在光接收元件3中接收的光量隨時間改變。該現象可以歸因于當用光照射包括血管的活體8時出現的三個光學現象。

第一光學現象是由于在通過脈動測量時在血管中存在的血液量的改變導致的光的吸收的改變。血液包含諸如紅血細胞的血細胞，并且移動通過諸如毛細血管6的血管。因此，移動通過血管的血細胞的數量可以隨著血液量的改變而改變，這可能影響在光接收元件3中接收的光量。

作為第二光學現象，可以認為是由多普勒偏移的影響。

如圖3所示，例如，當用具有頻率ω0的相干光束40(諸如來自光發射元件1的激光束)照射包括毛細血管6(作為是血管的一個示例)的區域時，由移動通過毛細血管6的血細胞散射的散射光42導致具有由血細胞的移動速度確定的頻率差δω0的多普勒頻移。同時，由不包含移動體(諸如，血細胞)的組織(靜止組織)(諸如，皮膚)散射的散射光42保持與所照射的激光束相同的頻率ω0。因此，由血管(諸如，毛細血管6)散射的激光束的頻率ω0+δω0與由靜止組織散射的激光束的頻率ω0干涉。由于這種干涉，在光接收元件3中生成并且觀察具有頻率差δω0的差拍信號，并且結果，在光接收元件3中接收的光量隨時間改變。雖然頻率差δω0取決于血細胞的移動速度，但是在光接收元件3中觀察到的差拍信號的頻率差δω0落在具有大約幾十khz的上限的頻率范圍內。

第三光學現象可以是由光斑的影響。

如圖4所示，當用相干光束40(諸如來自光發射元件1的激光束)照射沿由箭頭44指示的方向移動通過血管的血細胞7(諸如，紅血細胞)時，撞擊在血細胞7上的激光束沿不同方向散射。散射束具有不同相位并且因此以隨機方式彼此干涉。這導致具有隨機斑點圖案的光強度分布。以此方式形成的光強度分布圖案被稱為“光斑圖案”。

如上所述，因為血細胞7移動通過血管，所以血細胞7中散射的光的狀態改變，并且因此光斑圖案隨著時間改變。因此，在光接收元件3中接收的光量隨著時間改變。

接著，將描述獲得關于血流量的信息的方法的一個示例。當如圖2所示，獲得隨著時間改變的光接收元件3的接收光量時，提取單位時間t0范圍內包括的數據，然后使所述數據經過例如快速傅里葉變換(fft)，從而獲得針對每個頻率ω的譜分布。圖5是示出表示單位時間t0內針對每個頻率ω的譜分布的示例的曲線82的曲線圖。在圖5的曲線圖中，橫軸表示頻率ω，而縱軸表示譜強度。

這里，血液量與通過利用總光量規格化由曲線82的橫軸和縱軸圍繞的陰影線區域84指示的功率譜的面積獲得的值成比例。另外，因為血流速度與由曲線82表示的功率譜的頻率平均值成比例，所以血流速度與通過將通過關于頻率ω對頻率ω和頻率ω處的功率譜的乘積積分獲得的值除以陰影線區域84的面積獲得的值成比例。

另外，因為血流量由血液量和血流速度的乘積表示，所以可以從血液量和血流速度的計算公式獲得血流量。血流量、血流速度和血液量是血流信息的一個示例，但是不限于此。

圖6是示出表示所計算的每單位時間t0的血流量的改變的示例的曲線86的曲線圖。在圖6的曲線圖中，橫軸表示時間，而縱軸表示血流量。

如圖6所示，雖然血流量隨著時間變化，但是變化的傾向被分為兩種類型。例如，在圖6中，間隔t2內的血流量的變化范圍90大于間隔t1內的血流量的變化范圍88。這可能是因為間隔t1內的血流量的改變主要由于脈搏的動作導致，而間隔t2內的血流量的改變由于例如充血等導致。

(氧飽和度的測量)

接著，將描述血液中的氧飽和度的測量。血液中的氧飽和度是指示血紅蛋白結合到血液中的氧的程度的指示符。當血液中的氧飽和度降低時，諸如貧血的癥狀易于發生。

圖7是示出例如在活體8中吸收的光的吸光率的改變的概念圖。如圖7所示，在活體8中吸收的光量示出隨著時間變化的傾向。

另外，參照在活體8中吸收的光量的變化的內容(content)，已知吸收光的量主要通過動脈4變化，但是與動脈4相比，其在包括靜脈5和靜止組織的其它組織中是可忽略的。這是因為從心臟泵送的動脈血隨著脈搏波移動通過血管，并且動脈4隨著時間沿著動脈4的截面方向擴張/收縮，從而造成動脈4的厚度的改變。在圖7中，由箭頭94指示的范圍表示與動脈4的厚度的改變對應的吸收光的量的變化。

在圖7中，假設在時間ta的接收光的量是ia，并且在時間tb的接收光的量是ib，由于動脈4的厚度的改變導致吸收光的量的變化△a由以下等式(1)來表達

δa＝ln(ib/ia)...(1)

同時，已知結合到流過動脈4的氧的血紅蛋白(氧化血紅蛋白)易于吸收紅外線(ir)區域中具有大約880nm波長的光，而未結合到氧的血紅蛋白(還原血紅蛋白)易于吸收紅色區域中具有大約665nm波長的光。而且，已知氧飽和度與在不同波長處的吸收光的量的變化△a的比率具有比例關系。

因此，與波長的其它組合相比，通過使用可能在氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白之間產生吸收光量的差的紅外光(ir光)和紅光，以計算當用ir光照射活體8時吸收的光量的變化δair與用紅光照射活體8時的吸收光的量的變化δared的比率，根據以下等式(2)計算氧飽和度s。在等式(2)中，k是比例常數。

s＝k(δared/δair)...(2)

即，當計算血液中的氧飽和度時，使發射具有不同波長的光的多個光發射元件1(具體地，發射ir光的光發射元件1和發射紅光的光發射元件1)以它們的光發射時段優選地彼此不交疊的方式發射光，但是光發射時段可以部分地彼此交疊。然后，在光接收元件3中接收通過每個光發射元件1得到的反射光或透射光，并且通過計算等式(1)和(2)或者計算根據每個光接收點處的接收光的量修改這些等式(1)和(2)獲得的已知等式來計算血液中的氧飽和度。

作為通過修改等式(1)獲得的已知等式，吸收光量的變化△a可以通過變換等式(1)被表達為以下等式(3)。

δa＝lnib-lnia...(3)

另外，等式(1)可以被修改為以下等式(4)。

δa＝ln(ib/ia)＝ln(1+ib-ia)/ia)...(4)

通常，因為從(ib-ia)＜＜/ia的關系建立ln(ib/ia)≈(ib-ia)/ia，所以等式(1)可以用以下等式(5)來代替作為吸收光量的變化△a。

δa≈(ib-ia)/ia…(5)

此后，當要求相互區分發射ir光的光發射元件1和發射紅光的光發射元件1時，發射ir光的光發射元件將被稱為“光發射元件ld1”并且發射紅光的光發射元件1將被稱為“光發射元件ld2”。另外，作為一個示例，將光發射元件ld1假設為用于計算血流量的光發射元件1，并且將光發射元件ld1和ld2假設為用于計算血液中的氧飽和度的光發射元件1。

如上所述，在測量血流量時，因為在光接收元件3中觀察到的差拍信號的頻率差δω0落入具有大約幾十khz的上限的頻率范圍內，所以可以使用以下方法：使光發射元件ld1以為頻率差δω0的至少兩倍高的頻率閃爍，并且在從光發射元件ld1發射ir光的每一個光發射間隔內在光接收元件3中獲取由光發射元件ld1反射的光。

此時，在許多情況下，因為與血流量相關的重要活體信息包含在譜分布關于圖5中所示的接收光的量的改變的較高頻率區域中，所以優選將光接收元件3中的接收光的量的采樣時段設置為盡可能短。為此，可以增加光發射元件ld1的每單位時間閃爍的次數，并且在活體8處反射的光發射元件ld1的接收光的量可以根據光發射元件ld1的發射間隔在光接收元件3中被接收。

然而，實際上，存在直到施加至光發射元件ld1的電壓達到發射所要求的電壓為止所花費的時間滯后(timelag)和直到停止所施加電壓之后所施加電壓達到0v為止的時間滯后。因此，例如，如圖8所示，施加至光發射元件ld1的電壓的波形不是方波，而是趨于平穩地改變。

以此方式，指示關于如何跟隨具有時間滯后量的所施加電壓的開/關的電子裝置的性能被稱為“響應性能”。對于具有較高響應性能的電子裝置(該示例中是光發射元件ld1)，圖8所示的波形接近方波，并且所施加電壓的變化集中到方波的上側中的預定范圍中，使得可以發射具有穩定光量的ir光。

同時，對于具有較低響應性能的電子裝置(該示例中是光發射元件ld1)，與所施加電壓的開/關關聯的波形很可能失真，這使得難以用具有穩定光量的ir光來照射活體8。因此，難以在光接收元件3中獲取從光發射元件ld1接收的光的校正量，這可能導致血流量的測量的低精確度。

另外，雖然上面已經描述了電子裝置(例如，光發射元件ld1)的響應性能對血流量的測量精確度的影響，但是可能存在以下情況：諸如光接收元件3或其它電子裝置的電子裝置的低響應性能使血流量的測量精確度劣化，類似于光發射元件ld1的情況。

因此，即使嘗試增加光發射元件ld1的每單位時間的閃爍次數，仍然存在對諸如光發射元件ld1的電子裝置的響應性能的限制，這通常使得難以精確地測量活體信息。

另外，當測量血液中的氧飽和度時，因為已知接收光的量的測量頻率足以落入大約30hz至大約1000hz的范圍內，所以光發射元件ld2的發射頻率(其指示光發射元件ld2每一秒的閃爍次數)也足以落入大約30hz至大約1000hz的范圍內。即，不必須通過將光發射元件ld2的發射頻率設置為低于光發射元件ld1的發射頻率來將光發射元件ld2的發光頻率調整到光發射元件ld1的發光頻率，使得光發射元件ld1和光發射元件ld2交替地發射光。因此，與血流量的測量精確度相比，血液中的氧飽和度的測量精確度不太受光發射元件ld1的響應性能響應。

此后，將描述用于以比光發射元件ld1和光發射元件ld2以交替方式發射光的情況更高的精確度測量多個活體信息的活體信息測量裝置。

圖9是示出根據示例性實施方式的活體信息測量裝置10的構造的視圖。

如圖9所示，活體信息測量裝置10包括控制單元12、驅動電路14、放大電路16、模擬/數字(a/d)轉換電路18、測量單元20、光發射元件ld1、光發射元件ld2以及光接收元件3。

控制單元12將控制光發射元件ld1和ld2中的每個的光發射時段和發射間隔的控制信號輸出到驅動電路14，驅動電路14包括用于將驅動電力提供給光發射元件ld1和ld2的電源電路。

在接收到來自控制單元12的控制信號時，根據由控制信號指示的光發射時段和發射間隔，驅動電路14將驅動電力提供給光發射元件ld1和ld2，以便驅動光發射元件ld1和ld2。

放大電路16將與在光接收元件3中接收的光的強度對應的電壓放大到被指定為a/d轉換電路18的輸入電壓范圍的電壓電平。在該示例中，光接收元件3輸出與接收光的強度對應的電壓。然而，作為另一個示例，光接收元件3可以輸出與接收光的強度對應的電壓。在這種情況下，放大電路16將由光接收元件3輸出的電流放大到被指定為a/d轉換電路18的輸入電流范圍的電流電平。

a/d轉換電路18接收由放大電路16放大的電壓作為輸入，并且數字化被表達為電壓的幅值的、在光接收元件3中接收的光量。

測量單元20接收由a/d轉換電路18數字化的接收光的量作為輸入，通過使所接收的由光發射元件ld1發射的光的量經過fft來計算針對每個頻率ω的譜分布，并且通過關于頻率ω對頻率ω和頻率ω處的功率譜的乘積進行積分來測量血流量。

另外，測量單元20接收由a/d轉換電路18數字化的接收光的量作為輸入，并且按時間順序管理所接收的由光發射元件ld1和光發射元件ld2發射的光的量。然后，測量單元20通過根據等式(1)計算光發射元件ld1的吸收光量的變化δair和光發射元件ld2的吸收光量的變化δared并且根據等式(2)計算吸收光量變化δared與吸收光量變化量δair的比率，測量氧飽和度。

圖10示出活體信息測量裝置10中的光發射元件ld1和ld2和光接收元件3的布置的一個示例。如圖10所示，光發射元件ld1和ld2和光接收元件3并排布置，面向活體8的一個表面。在該示例中，光接收元件3接收在活體8處反射的光發射元件ld1和ld2的光。

然而，光發射元件ld1和ld2和光接收元件3的布置不限于圖10的布置示例。例如，如圖11所示，光發射元件ld1和ld2可以被布置為面向光接收元件3，活體8夾在它們之間。在該示例中，光接收元件3接收透射通過活體8的光發射元件ld1和ld2的光。

雖然在這些示例中，光發射元件ld1和ld2是兩個垂直腔表面發射激光器，但是光發射元件ld1和ld2不限于此，而是可以是邊緣發射激光器。

當將由測量單元20測量血流量時，因為該測量根據上述差拍信號基于接收光的量的譜分布進行，所以比不同光更容易產生差拍信號的激光器裝置可以優選地用于光發射元件ld1。

然而，即使從光發射元件ld2發射的光不是激光束，因為可以計算光發射元件ld2的吸收光量變化δared，所以發光二極管(led)或有機發光二極管(oled)可以用于光發射元件ld2。

接著，將參照圖12描述根據該示例性實施方式的活體信息測量裝置10的電氣系統的主要部件的構造。

如圖12所示，根據該示例性實施方式的活體信息測量裝置10包括：控制部件，其用于控制光發射元件ld1和光發射元件ld2中的每個的光發射時段和發射間隔；以及中央處理單元(cpu)30，其作為用于測量活體8中的血流量和血液中的氧飽和度的測量單元的一個示例。另外，活體信息測量裝置10包括：只讀存儲器(rom)32，其中存儲各種程序和參數；以及隨機存取存儲器(ram)34，當各種程序由cpu30執行時，該隨機存取存儲器(ram)34用作工作區等。

cpu30、rom32和ram34經由活體信息測量裝置10的內部總線36彼此連接。另外，光發射元件ld1、光發射元件ld2、光接收元件3、放大電路16和a/d轉換電路18連接到內部總線36。另外，用于測量從指定時間點經過的時間的定時器包含在cpu30中。

接著，將參照圖13描述活體信息測量裝置10的操作。

圖13是示出當cpu30接收開始測量活體信息的指示時，由cpu30執行的活體信息測量處理的流程的一個示例的流程圖。定義活體信息測量處理的程序(活體信息測量程序)被預先安裝在例如rom32中。另外，假定光發射元件ld1和光發射元件ld2這兩者處于發射停止狀態，其中，在活體信息測量程序開始的時間點處不發射激光束。

首先，在步驟s10，cpu30重置包含在cpu30中的定時器a。這里，“重置定時器”意味著停止由定時器進行的測量，并且定時器重新開始對從定時器的停止點經過的時間進行計數。

在步驟s20，cpu30通知驅動電路14指示光發射元件ld1的發射開始的發射開始指令。在接收到發射開始指令時，驅動電路14將驅動電力提供給光發射元件ld1，并且使光發射元件ld1發射激光束。

在步驟s30，cpu30從a/d轉換電路18獲取由光發射元件ld1發射且在光接收元件3中接收的光量，并且在ram34的預設區域中存儲所獲取的光量。

在步驟s40，cpu30確定在步驟s10處重置定時器a之后定時器a是否經過時間t3或更多。時間t3是rom32的預設區域中存儲的參數，并且確定光發射元件ld1的發射間隔的長度。

當步驟s40處的確定結果是否定的時，處理進行到步驟s30，以重復從a/d轉換電路18獲取由光發射元件ld1發射且在光接收元件3中接收的光量的處理。然后，cpu30重復步驟s30，直到定時器a已經經過時間t3或更多為止。即，cpu30在時間t3或更多內在光發射元件ld1連續發射的狀態下，多次獲取所接收的光發射元件ld1發射的光量。

同時，當步驟s40處的確定結果是肯定的時，處理進行到步驟s50。

在步驟s50，cpu30通知驅動電路14指示光發射元件ld1停止發射的發射停止指令。在接收到發射停止指令時，驅動電路14停止將驅動電力提供給光發射元件ld1，并且使光發射元件ld1停止發射激光束。

在步驟s60，cpu30重置包含在cpu30中的定時器b。

在步驟s70，cpu30通知驅動電路14指示光發射元件ld2的發射開始的發射開始指令。在接收到發射開始指令時，驅動電路14將驅動電力提供給光發射元件ld2，并且使光發射元件ld2發射激光束。

在步驟s80，cpu30從a/d轉換電路18獲取由光發射元件ld2發射且在光接收元件3中接收的光量，并且在ram34的預設區域中存儲所獲取的光量。

在步驟s90，cpu30確定在步驟s60處重置定時器b之后定時器b是否經過時間t4或更多。時間t4是存儲在rom32的預設區域中的參數，并且確定光發射元件ld2的發射間隔的長度。

另外，如上所述，因為測量血液中的氧飽和度要求的所接收的光發射元件ld2的光的量的測量時段可以比測量血流量要求的所接收的光發射元件ld1的光的量的測量時段更短，所以優選將時間t4設置為比時間t3更小，并且將光發射元件ld2的發射間隔設置為比光發射元件ld1的發射間隔更短。與時間t4被設置為大于時間t3的情況相比，通過以此方式設置時間t4，可以增加單位時間內血液中的氧飽和度的測量次數，而不劣化血液中的氧飽和度的測量精確度。

當步驟s90處的確定結果是否定的時，cpu30重復步驟s90并且待機，直到定時器b已經經過時間t4或更多為止。同時，當步驟s90處的確定結果是肯定的時，處理進行到步驟s100。

在步驟s100，cpu30通知驅動電路14指示光發射元件ld2的發射停止的發射停止指令。在接收到發射停止指令時，驅動電路14停止將驅動電力提供給光發射元件ld2，并且使光發射元件ld2停止發射激光束。

在步驟s110，根據上述血流量測量方法，cpu30通過使在步驟s30處獲取的所接收的光發射元件ld1的光的量的時序數據經過fft來計算針對每個頻率ω的譜分布，并且通過關于整個頻率ω對所計算的譜分布進行積分來測量血流量。

在步驟s120，根據上述血液氧飽和度測量方法，cpu30在ram34的預設區域中存儲以下一對信息：在步驟s30處最后獲取的所接收的光發射元件ld1的光的量和在步驟s80處獲取的所接收的光發射元件ld2的光的量。然后，cpu30通過使用該對接收光的量的時序數據以計算等式(1)和(2)或通過修改這些等式(1)和(2)獲得的已知等式來測量血液中的氧飽和度。

在步驟s130，cpu30確定是否接收到結束測量活體信息的結束指令。當在步驟s130處的確定結果是否定的時，處理返回到步驟s10并且cpu30通過重復步驟s10至s130繼續測量血流量和血液中的氧飽和度，直到接收到結束指令為止。

圖14是示出當執行圖13的活體信息測量程序時光發射元件ld1和ld2的發射定時的一個示例的時序圖。

如圖14所示，具有時間t3長度的光發射時段和具有時間t4長度的發射停止時段重復出現在光發射元件ld1中。相反，具有時間t3長度的發射停止時段和具有時間t4長度的光發射時段重復出現在光發射元件ld2中。

另外，根據圖13的步驟s30和s40，在從光發射元件ld1連續地發射激光束的同時，活體信息測量裝置10在多個光接收點96處獲取所接收的光發射元件ld1的光的量。

因此，在測量血流量時，如圖15所示，通過增加光發射元件ld1每單位時間的閃爍次數并且在光發射元件ld1的每個光發射時段內在針對所定位的一個光接收點96處獲取所接收的光發射元件ld1的光的量，與所接收的光發射元件ld1的光的量的采樣時段很短的情況相比，血流量的測量精確度不太受與光發射元件ld1的閃爍關聯的光發射元件ld1的響應性能影響。即，通過增加光發射元件ld1每單位時間的閃爍次數，與縮短所接收的光發射元件ld1反射的光的量的采樣時段的情況相比，活體信息測量裝置10可以縮短所接收的光發射元件ld1的光的量的采樣時段。

如這里所使用的，短語“在從光發射元件ld1連續地發射激光束時”不限于在上述光發射元件ld1的整個光發射時段內從光發射元件ld1發射激光束的狀態。例如，這可能包括如下狀態：一旦在每個光接收點96處的光發射元件ld1的激光束的數量不受與光發射元件ld1的開/關控制關聯的光發射元件ld1的響應性能影響的范圍內停止從光發射元件ld1發射激光束，就根據所接收的光發射元件ld1的光的量的采樣時段從光發射元件ld1發射激光束，并且然后重新開始發射激光束。

另外，活體信息測量裝置10的測量單元20通過使用在指示所接收的光發射元件ld1和ld2的光的量的獲取定時的光接收點96中的光接收點96b處獲取的所接收的光發射元件ld2的光的量、以及在沿著時間軸與包括光接收點96b的光發射元件ld2的光發射時段相鄰的光發射元件ld1的光發射時段期間的一個光接收點96處獲取的所接收的光發射元件ld1的光的量，測量血液中的氧飽和度。在這種情況下，優選組合在光接收點96a或光接收點96c處的所接收的光發射元件ld1的光的量與在光接收點96b處的所接收的光發射元件ld2的光的量。

這是因為使用在時間上彼此盡可能接近的所接收的光發射元件ld1的光的量和所接收的光發射元件ld2的光的量傾向于提高血液中的氧飽和度的測量精確度。

雖然在光發射元件ld2的光發射時段內一次獲取所接收的光發射元件ld2的光的量的示例在圖13所示的活體信息測量程序的流程圖中被示出，但是可以多次獲取所接收的光發射元件ld2的光的量。

圖16是示出在光發射元件ld2的光發射時段內多次獲取所接收的光發射元件ld2的光的量的一個示例的時序圖。在圖16的示例中，在由區域92指示的光發射元件ld2的光發射時段內，三次獲取所接收的光發射元件ld2的光的量。將理解，獲取所接收的光發射元件ld2的光的量的次數不限于三次，而是可以是兩次或更多次。

在這種情況下，測量單元20將在由區域92指示的光發射元件ld2的光發射時段內在光接收點96處獲取的接收光量的平均值假設為由區域92指示的光發射元件ld2的光發射時段內的接收光量。另外，測量單元20將在與光發射元件ld2的光發射時段相鄰的光發射元件ld1的光發射時段內在光接收點96處獲取的接收光量的平均值假設為光發射元件ld1的光發射時段內的接收光量。然后，測量單元20基于在光發射元件ld1的光發射時段內的接收光量和在光發射元件ld2的光發射時段內的接收光量的組合，來計算血液中的氧飽和度。

不特別限制在光發射元件ld1的光發射時段內選擇多個光接收點96的方式。然而，優選盡可能多地選擇在由區域92指示的光發射元件ld2的光發射時段內與光接收點96相鄰的光接收點96。例如，可以選擇與包括在區域92中的光接收點96相同數量的相鄰光接收點96。另選地，可以選擇包括在區域98或區域99中的光接收點96。如上所述，這是因為使用在時間上彼此盡可能接近的所接收的光發射元件ld1的光的量和所接收的光發射元件ld2的光的量傾向于增加血液中的氧飽和度的測量精確度。

另外，不限制將用于計算血液中的氧飽和度的、在光發射元件ld1的光發射時段內選擇的光接收點96的數量。在圖16的示例中，選擇與在由區域92指示的光發射元件ld2的光發射時段內的光接收點96相同數量的相鄰光接收點96。然而，例如，如圖17中的區域98a或區域99a指示的，可以選擇光發射元件ld1的一個光發射時段內包括的所有光接收點96。隨著光發射元件ld1的所選光接收點96的數量的增加，從光發射元件ld1接收的ir光中包括的差拍信號的頻率差δω0被求平均，并且血液中的氧飽和度的計算不太受用作噪聲分量的差拍信號影響。

以此方式，利用根據示例性實施方式的活體信息測量裝置10，可以在從光發射元件ld1發射激光束時，獲取在多個光接收點96處接收的光發射元件ld1的光的量。

結果，通過增加每單位時間光發射元件ld1的閃爍次數，與縮短在活體8處反射的接收光量的采樣時段的情況相比，可以縮短接收光量的采樣時段，從而允許以更高精確度測量活體信息。

另外，活體信息測量裝置10可以用于測量其它活體信息，而不限于上述活體信息。

另外，如上所述，活體信息測量裝置10可以用于測量血流速度以及血流量。另外，如圖7所示，因為在光接收元件3中接收的光量根據動脈4的脈搏變化，所以可以從在光接收元件3中接收的光量的變化來測量脈搏率。另外，可以通過兩次微分通過按時間順序測量脈搏率的改變獲得的波形，來測量加速度脈搏波。加速度脈搏波被用于估計血管年齡、診斷動脈硬化等。

另外，活體信息測量裝置10可以用于測量其它活體信息，而不限于上述活體信息。

另外，雖然已經在示例性實施方式中示出控制單元12和測量單元20中的處理通過軟件實現，但是類似于圖13中所示的流程圖的處理可以通過硬件來實現。在這種情況下，控制單元12和測量單元20中的處理可以比用軟件實現的處理更快地執行。

而且，雖然示例性實施方式中已經示出活體信息測量程序被安裝在rom32中，但是示例性實施方式不限于此。根據示例性實施方式的活體信息測量程序可以以記錄程序的計算機可讀記錄介質的形式提供。例如，根據示例性實施方式的活體信息測量程序可以以記錄程序的便攜式記錄介質的形式提供，諸如光盤(cd)-rom、數字通用光盤(dvd)-rom、通用串行總線(usb)存儲器等。而且，根據示例性實施方式的活體信息測量程序可以以記錄程序的半導體存儲器的形式提供，諸如閃存等。

對本發明的示例性實施方式的上述說明被提供用于描述和說明的目的。其不旨在對是詳盡的，或者將本發明限于所公開的精確形式。顯而易見的是，很多修改例和變型例對于本領域技術人員是明顯的。選擇并且描述實施方式以最好地解釋本發明的原理及其實際應用，以使本領域技術人員能夠理解本發明的各種實施方式，以及各種變型適于所預期的具體用途。本發明的范圍旨在由所附權利要求及其等同物來限定。