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。

在該方法中，當使用發射相干光(諸如激光束)的光發射元件時，出現以下情況：血管中的移動生物組織(諸如血細胞)處反射的光的頻率與由于多普勒頻移在靜止組織(諸如皮膚)處反射的光的頻率不同。另外，因為具有不同頻率的光彼此干涉，所以活體處反射的光包括用于測量例如血流速度的高頻分量。

然而，反射光中包括的高頻分量可能不必須是測量其它生物計量信息要求的信息，而可能是噪聲分量，噪聲分量是降低生物計量信息的測量的精確度的因素中的一個。因此，當測量不要求高頻分量的生物計量信息時，多個裝置被用于獲取必須生物計量信息。

本發明的目的是甚至當噪聲分量包含在光接收元件中接收的信號中時，也通過單個裝置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，并且輸出與接收光的量對應的接收光信號；

分離單元，其將所述接收光信號分成與所接收的從所述第一光發射元件發射的光的量對應的第一接收光信號和與所接收的從所述第二光發射元件發射的光的量對應的第二接收光信號；

濾波器，其去除所述第一接收光信號和所述第二接收光信號的噪聲分量；以及

測量單元，其使用在噪聲分量由所述濾波器去除之前的所述第一接收光信號、其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第一接收光信號、以及其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第二接收光信號，來測量多個活體信息。

根據本發明的第二方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，測量單元使用在其噪聲分量由所述濾波器去除之前的所述第一接收光信號的頻譜、以及其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第二接收光信號的改變與其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第一接收光信號的改變的比率，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，所述測量單元測量包括血流量或血流速度以及血液中的氧飽和度的活體信息作為所述多個活體信息，并且

其中，使用其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第二接收光信號的改變與其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第一接收光信號的改變的比率來測量血液中的氧飽和度。

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，所述測量單元測量包括血流量或血流速度以及血液中的氧飽和度的活體信息作為所述多個活體信息，并且

其中，所述血流量或所述血流速度使用所述第一接收光信號的頻譜來測量。

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，所述濾波器是帶通濾波器。

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，所述濾波器是低通濾波器。

根據第一或第二方面，甚至當噪聲分量包含在光接收元件中接收的信號中時，也經由單個裝置精確地測量多個生物計量信息。

根據第三方面，與使用包含噪聲分量的接收信號的情況相比，可以提高血液中的氧飽和度的測量精確度。

根據第四方面，與使用包含噪聲分量的接收信號的情況相比，可以提高血流速率或血流速度的測量精確度。

根據第五方面，與不提供帶通濾波器的情況相比，可以提高血液中的氧飽和度的測量精確度。

根據第六方面，與使用去除低頻分量的高通濾波器的情況相比，可以提高血液中的氧飽和度的測量精確度。

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是示出由來自活體的反射光造成的接收光的量的改變的一個示例的曲線圖；

圖3是用于解釋當用激光束照射血管時發生的多普勒頻移的示意圖；

圖4是用于解釋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是示出活體中的光的吸光率的改變的一個示例的曲線圖；

圖8是示出活體信息測量裝置的構造的視圖；

圖9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10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11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12是示出隨著lpf的截止頻率的改變的輸出波形的一個示例的曲線圖。

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的接收光的量時，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的一個示例的曲線圖。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、自主神經的影響等導致。

(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δa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δa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時的吸收光的量的變化δared與用紅光照射活體8時的吸收光的量的變化δair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)或者計算根據各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δa可以通過展開等式(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δa。

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。

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從大約30hz至大約1000hz的范圍內，所以光發射元件ld2的發射頻率(其指示每一秒的閃爍次數)也足以落入從大約30hz至大約1000hz的范圍內。因此，從光發射元件ld2的電力消耗的觀點，雖然光發射元件ld2的發射頻率可以優選地設置為低于光發射元件ld1的發射頻率，但是光發射元件ld1和光發射元件ld2可以被設置為交替地發射光，光發射元件ld2的發射頻率被調整為光發射元件ld1的發射頻率。

如上所述，在基于由差拍信號等的影響造成的光接收元件3的接收光量的改變來測量血流量時，由差拍信號等的影響造成的光接收元件3的接收光量的改變在測量血液中的氧飽和度時用作噪聲分量。

因此，此后將描述用于甚至當諸如差拍信號的頻率變化分量包含在來自光接收元件3的接收信號中時也以高精確度測量多個活體信息的活體信息測量裝置。

圖8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8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、信號分離電路22、低通濾波器(lpf)24、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包括用于向光發射元件ld1和ld2提供驅動電力的電源電路。

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。

圖9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9所示，光發射元件ld1和ld2和光接收元件3并排布置在活體8上。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9的布置示例。例如，如圖10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。

當血流量將由測量單元20測量時，因為該測量根據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。

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流轉換為電壓，然后將該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。換言之，放大電路16放大從光接收元件3輸出的接收信號。雖然這里作為一個示例示出光接收元件3輸出與接收光的強度對應的電流作為接收光信號，但是光接收元件3可以輸出與接收光的強度對應的電壓作為接收光信號。

a/d轉換電路18輸出通過對表示對應接收光信號的在光接收元件3中接收的光量進行數字化獲得的接收光信號，接收光信號在放大電路16處被放大作為輸入。

在從a/d轉換電路18接收到光接收元件3的數字化的接收光信號時，信號分離電路22將接收光信號分離為所接收的光發射元件ld1的光信號46(由所接收的光發射元件ld1的光的量的數據串表示)和所接收的光發射元件ld2的光信號48(由所接收的光發射元件ld2的光的量的數據串表示)。另外，可以例如從光發射元件ld1和ld2中的每個的光發射時段和發射間隔，確定從a/d轉換電路18接收的接收光信號的量是包含在接收光信號46中還是包含在接收光信號48中。

信號分離電路22將所接收的光發射元件ld1的光信號46輸出到測量單元20，并且將所接收的光發射元件ld1的光信號46和所接收的光發射元件ld2的光信號48輸出到lpf24。

lpf24關于所接收的光發射元件ld1的光信號46的改變中包括的頻率分量和所接收的光發射元件ld2的光信號48的改變中包括的頻率分量衰減高于預定截止頻率fc的頻率分量，然后將衰減后的頻率分量輸出到測量單元20。這里，高于截止頻率fc的頻率分量被稱為“高頻分量”。如后面將描述的，截止頻率fc可以被設置為大約10hz或更低。

測量單元20包括血流量測量單元20a和氧飽和度測量單元20b。從信號分離電路22輸出的所接收的光發射元件ld1的光信號46被輸入到血流量測量單元20a。另外，從lpf24輸出的所接收的光發射元件ld1的光信號46b和所接收的光發射元件ld2的光信號48b被輸入到氧飽和度測量單元20b。

在接收到所接收的光發射元件ld1的光信號46時，血流量測量單元20a通過使接收光信號46經過fft針對每個頻率ω計算譜分布，并且通過關于頻率ω對頻率ω和在頻率ω處的譜強度的乘積進行積分來測量血流量。

另外，在接收到其高頻分量由lpf24去除的、所接收的光發射元件ld1的光信號46b和所接收的光發射元件ld2的光信號48b時，氧飽和度測量單元20b通過根據等式(1)計算光發射元件ld1的吸收光量的變化量δair和光發射元件ld2的吸收光量的變化量δared并且根據等式(2)計算吸收光量變化量δared與吸收光量變化量δair的比率測量氧飽和度。另外，氧飽和度測量單元20b可以通過計算通過修改等式(1)和(2)獲得的已知等式，來測量血液中的氧飽和度。

如上所述，因為包括在所接收的光發射元件ld1的光信號46中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，所以由于差拍信號產生的噪聲分量由lpf24去除。另外，由于包括在所接收的光發射元件ld2的光信號48中的差拍信號產生的噪聲分量由lpf24去除。因此，氧飽和度測量單元20b可以使用接收光信號46b和接收光信號48b(由于差拍信號產生的其噪聲分量被去除)來測量血液中的氧飽和度。

另外，當led或oled被用作光發射元件ld2時，因為從光發射元件ld2發射的光可以不是相干光，所以差拍信號很難包括在所接收的光發射元件ld2的光信號48中。因此，在這種情況下，信號分離電路22可以將接收光信號48直接輸出到氧飽和度測量單元20b，而不將信號輸出到lpf24。

另外，甚至在血流量測量單元20a中，高于差拍信號的頻率差δω0的頻率分量也可能在測量血流量時用作噪聲分量。因此，與lpf24不同，具有大約幾十khz的截止頻率fc的另一個lpf可以被插入在信號分離電路22與血流量測量單元20a之間。

另外，考慮到當頻率分量變得更接近dc而不是上述另一個lpf時，頻率分量與血流量的測量精確度具有較低相關性，使幾hz到幾十khz的頻率分量通過的帶通濾波器可以被插入在信號分離電路22與血流量測量單元20a之間，從而從接收光信號46去除低于幾hz的dc分量和高于幾十khz的頻率分量。

在這種情況下，與不提供上述另一個lpf或帶通濾波器的情況相比，可以提高活體信息測量裝置10中的血流量的測量精確度。

作為一個示例，當光發射元件ld1和光發射元件ld2如圖11所示的那樣交替地發射光時，lpf24中的所接收的光發射元件ld1的光信號46的輸出波形的示例在在圖12中示出。在圖11中，多個點96指示光接收元件3的光接收點96。

圖12示出的接收光信號46b的輸出波形是當lpf24的截止頻率fc被設置為5hz、10hz、200hz和full時分別獲得的輸出波形。如這里所使用的，截止頻率fc的“full”指的是截止頻率fc在無窮遠處，即，原樣輸出輸入到lpf24的接收光信號46。

如圖12所示，隨著截止頻率fc變低，噪聲分量從接收光信號46的輸出波形中被去除，從而使輸出波形更平滑。在這種情況下，甚至當截止頻率fc是200hz時，也可以看出噪聲分量仍包括在接收光信號46中。因此，優選的是截止頻率fc落入大約5hz至大約10hz的范圍內。

如上所述，憑借根據示例性實施方式的活體信息測量裝置10，經過lpf24之后的所接收的光發射元件1的光信號被用于測量血液中的氧飽和度。因此，在測量活體信息時，甚至當由從光發射元件1發射的相干光的干涉造成的差拍信號用作噪聲分量時，因為噪聲分量由lpf24去除，所以可以精確地測量感興趣的活體信息。

另外，如上所述，除了血流量之外，活體信息測量裝置10可以用于測量血流速度。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，測量光電脈搏波。光電脈搏波用于估計血管年齡、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，圖8中所示的活體信息測量裝置10的處理可以用軟件、硬件、或其組合來實現。

對本發明的示例性實施方式的上述說明被提供用于解釋和說明的目的。其不旨在是窮盡的，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，以及各種變型適合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。