本公開涉及一種活體信息測(cè)量裝置。

背景技術(shù)：

專利文獻(xiàn)1公開了一種自發(fā)射型傳感器裝置，該自發(fā)射型傳感器裝置包括：基座；光照射部件，其設(shè)置在基座上并且用具有不同波長的光束照射被測(cè)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(shè)置在基座上并且針對(duì)每個(gè)波長檢測(cè)歸因于所照射光束的來自被測(cè)試裝置的光。

專利文獻(xiàn)2公開了一種測(cè)量氧飽和度和血流量的測(cè)量裝置，該測(cè)量裝置包括：第一光發(fā)射元件，其發(fā)射第一波長的光；第二光發(fā)射元件，其發(fā)射第二波長的光；驅(qū)動(dòng)電路，其使第一光發(fā)射元件和第二光發(fā)射元件在不同時(shí)間點(diǎn)發(fā)射光；第一光接收元件，其被設(shè)置為接收從第一光發(fā)射元件發(fā)射且透射或散射通過設(shè)置在第一光發(fā)射元件和第二光發(fā)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(shè)置在與第一光接收元件分離預(yù)定距離的位置處，以便接收從第一光發(fā)射元件和第二光發(fā)射元件發(fā)射且透射或散射通過生物組織的光；計(jì)算裝置，其用于基于通過來自第一光發(fā)射元件和第二光發(fā)射元件的光得到的第二光接收元件的輸出來計(jì)算生物組織的血液中的氧飽和度；以及計(jì)算裝置，其用于基于通過來自第一光發(fā)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(guān)函數(shù)來計(jì)算生物組織的血液流速。

專利文獻(xiàn)1：日本專利no.4,475,601

專利文獻(xiàn)2：jp-a-07-265284

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

當(dāng)測(cè)量諸如血液中的氧飽和度和血流量的多個(gè)生物計(jì)量信息時(shí)，可以使用以下方法：發(fā)射不同波長的光的多個(gè)光發(fā)射元件朝向活體交替地發(fā)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(cè)量生物計(jì)量信息。

在該方法中，當(dāng)使用發(fā)射相干光(諸如激光束)的光發(fā)射元件時(shí)，出現(xiàn)以下情況：血管中的移動(dòng)生物組織(諸如血細(xì)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?yàn)榫哂胁煌l率的光彼此干涉，所以活體處反射的光包括用于測(cè)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(cè)量其它生物計(jì)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(jì)量信息的測(cè)量的精確度的因素中的一個(gè)。因此，當(dāng)測(cè)量不要求高頻分量的生物計(jì)量信息時(shí)，多個(gè)裝置被用于獲取必須生物計(jì)量信息。

本發(fā)明的目的是甚至當(dāng)噪聲分量包含在光接收元件中接收的信號(hào)中時(shí)，也通過單個(gè)裝置精確地測(cè)量多個(gè)生物計(jì)量信息。

根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提供了一種活體信息測(cè)量裝置，該活體信息測(cè)量裝置包括：

第一光發(fā)射元件和第二光發(fā)射元件，均發(fā)射不同波長的光；

光接收元件，其接收從所述第一光發(fā)射元件和所述第二光發(fā)射元件發(fā)射的光，并且輸出與接收光的量對(duì)應(yīng)的接收光信號(hào)；

分離單元，其將所述接收光信號(hào)分成與所接收的從所述第一光發(fā)射元件發(fā)射的光的量對(duì)應(yīng)的第一接收光信號(hào)和與所接收的從所述第二光發(fā)射元件發(fā)射的光的量對(duì)應(yīng)的第二接收光信號(hào)；

濾波器，其去除所述第一接收光信號(hào)和所述第二接收光信號(hào)的噪聲分量；以及

測(cè)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(hào)、其噪聲分量由所述濾波器去除的所述第一接收光信號(hào)、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(hào)，來測(cè)量多個(gè)活體信息。

根據(jù)本發(fā)明的第二方面，提供了根據(jù)第一方面的活體信息測(cè)量裝置，

其中，測(cè)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(hào)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(hào)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(hào)的改變的比率，測(cè)量所述多個(gè)活體信息。

根據(jù)本發(fā)明的第三方面，提供了根據(jù)第一方面的活體信息測(cè)量裝置，

其中，所述測(cè)量單元測(cè)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(gè)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(hào)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(hào)的改變的比率來測(cè)量血液中的氧飽和度。

根據(jù)本發(fā)明的第四方面，提供了根據(jù)第一方面的活體信息測(cè)量裝置，

其中，所述測(cè)量單元測(cè)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(gè)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(hào)的頻譜來測(cè)量。

根據(jù)本發(fā)明的第五方面，提供了根據(jù)第一方面的活體信息測(cè)量裝置，

其中，所述濾波器是帶通濾波器。

根據(jù)本發(fā)明的第六方面，提供了根據(jù)第一方面的活體信息測(cè)量裝置，

其中，所述濾波器是低通濾波器。

根據(jù)第一或第二方面，甚至當(dāng)噪聲分量包含在光接收元件中接收的信號(hào)中時(shí)，也經(jīng)由單個(gè)裝置精確地測(cè)量多個(gè)生物計(jì)量信息。

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

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

根據(jù)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(cè)量精確度。

根據(jù)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(cè)量精確度。

附圖說明

將基于以下附圖詳細(xì)地描述本公開的示例性實(shí)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(cè)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(gè)示例的曲線圖；

圖3是用于解釋當(dāng)用激光束照射血管時(shí)發(fā)生的多普勒頻移的示意圖；

圖4是用于解釋當(dāng)用激光束照射血管時(shí)發(fā)生的光斑的示意圖；

圖5是示出譜分布關(guān)于接收光的量的改變的一個(gè)示例的曲線圖；

圖6是示出血流量的改變的一個(gè)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(gè)示例的曲線圖；

圖8是示出活體信息測(cè)量裝置的構(gòu)造的視圖；

圖9是示出光發(fā)射元件和光接收元件的布置的一個(gè)示例的視圖；

圖10是示出光發(fā)射元件和光接收元件的布置的另一個(gè)示例的視圖；

圖11是示出發(fā)射ir光的光發(fā)射元件和發(fā)射紅光的光發(fā)射元件的發(fā)射定時(shí)以及光接收元件的光接收定時(shí)的一個(gè)示例的時(shí)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(gè)示例的曲線圖。

具體實(shí)施方式

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

首先，參照?qǐng)D1，將參照?qǐng)D1描述測(cè)量作為活體信息中的關(guān)于血液的活體信息的一個(gè)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(dāng)光從光發(fā)射元件1被發(fā)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(shí)，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(dòng)脈4、靜脈5和毛細(xì)血管6的光的強(qiáng)度來測(cè)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(cè)量。

(血流信息的測(cè)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(gè)示例。在圖2的曲線圖中，橫軸表示時(shí)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(shí)間改變。該現(xiàn)象可以歸因于當(dāng)用光照射包括血管的活體8時(shí)出現(xiàn)的三個(gè)光學(xué)現(xiàn)象。

第一光學(xué)現(xiàn)象是由于在通過脈動(dòng)測(cè)量時(shí)在血管中存在的血液量的改變導(dǎo)致的光的吸收的改變。血液包含諸如紅血細(xì)胞的血細(xì)胞，并且移動(dòng)通過諸如毛細(xì)血管6的血管。因此，移動(dòng)通過血管的血細(xì)胞的數(shù)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(xué)現(xiàn)象，可以認(rèn)為是由多普勒偏移的影響。

如圖3所示，例如，當(dāng)用具有頻率ω0的相干光束40(諸如來自光發(fā)射元件1的激光束)照射包括毛細(xì)血管6(作為是血管的一個(gè)示例)的區(qū)域時(shí)，由移動(dòng)通過毛細(xì)血管6的血細(xì)胞散射的散射光42導(dǎo)致具有由血細(xì)胞的移動(dòng)速度確定的頻率差δω0的多普勒頻移。同時(shí)，由不包含移動(dòng)體(諸如，血細(xì)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(xì)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(hào)，并且結(jié)果，在光接收元件3中接收的光量隨時(shí)間改變。雖然頻率差δω0取決于血細(xì)胞的移動(dòng)速度，但是在光接收元件3中觀察到的差拍信號(hào)的頻率差δω0落在具有大約幾十khz的上限的頻率范圍內(nèi)。

第三光學(xué)現(xiàn)象可以是由光斑的影響。

如圖4所示，當(dāng)用相干光束40(諸如來自光發(fā)射元件1的激光束)照射沿由箭頭44指示的方向移動(dòng)通過血管的血細(xì)胞7(諸如，紅血細(xì)胞)時(shí)，撞擊在血細(xì)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(jī)方式彼此干涉。這導(dǎo)致具有隨機(jī)斑點(diǎn)圖案的光強(qiáng)度分布。以此方式形成的光強(qiáng)度分布圖案被稱為“光斑圖案”。

如上所述，因?yàn)檠?xì)胞7移動(dòng)通過血管，所以血細(xì)胞7中散射的光的狀態(tài)改變，并且因此光斑圖案隨著時(shí)間改變。因此，在光接收元件3中接收的光量隨著時(shí)間改變。

接著，將描述獲得關(guān)于血流量的信息的方法的一個(gè)示例。當(dāng)如圖2所示，獲得隨著時(shí)間改變的光接收元件3的接收光的量時(shí)，提取單位時(shí)間t0范圍內(nèi)包括的數(shù)據(jù)，然后使所述數(shù)據(jù)經(jīng)過例如快速傅里葉變換(fft)，從而獲得針對(duì)每個(gè)頻率ω的譜分布。圖5是示出表示單位時(shí)間t0內(nèi)針對(duì)每個(gè)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(qiáng)度。

這里，血液量與通過利用總光量規(guī)格化由曲線82的橫軸和縱軸圍繞的陰影線區(qū)域84指示的功率譜的面積獲得的值成比例。另外，因?yàn)檠魉俣扰c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(guān)于頻率ω對(duì)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(qū)域84的面積獲得的值成比例。

另外，因?yàn)檠髁坑裳毫亢脱魉俣鹊某朔e表示，所以可以從血液量和血流速度的計(jì)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(gè)示例，但是不限于此。

圖6是示出表示所計(jì)算的每單位時(shí)間t0的血流量的改變的示例的曲線86的一個(gè)示例的曲線圖。在圖6的曲線圖中，橫軸表示時(shí)間，而縱軸表示血流量。

如圖6所示，雖然血流量隨著時(shí)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(nèi)的血流量的變化范圍90大于間隔t1內(nèi)的血流量的變化范圍88。這可能是因?yàn)殚g隔t1內(nèi)的血流量的改變主要由于脈搏的動(dòng)作導(dǎo)致，而間隔t2內(nèi)的血流量的改變由于例如充血、自主神經(jīng)的影響等導(dǎo)致。

(氧飽和度的測(cè)量)

接著，將描述血液中的氧飽和度的測(cè)量。血液中的氧飽和度是指示血紅蛋白結(jié)合到血液中的氧的程度的指示符。當(dāng)血液中的氧飽和度降低時(shí)，諸如貧血的癥狀易于發(fā)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(shí)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(nèi)容(content)，已知吸收光的量主要通過動(dòng)脈4變化，但是與動(dòng)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?yàn)閺男呐K泵送的動(dòng)脈血隨著脈搏波移動(dòng)通過血管，并且動(dòng)脈4隨著時(shí)間沿著動(dòng)脈4的截面方向擴(kuò)張/收縮，從而造成動(dòng)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(dòng)脈4的厚度的改變對(duì)應(yīng)的吸收光的量的變化。

在圖7中，假設(shè)在時(shí)間ta的接收光的量是ia，并且在時(shí)間tb的接收光的量是ib，由于動(dòng)脈4的厚度的改變導(dǎo)致吸收光的量的變化δa由以下等式(1)來表達(dá)

δa＝ln(ib/ia)...(1)

同時(shí)，已知結(jié)合到流過動(dòng)脈4的氧的血紅蛋白(氧化血紅蛋白)易于吸收紅外線(ir)區(qū)域中具有大約880nm波長的光，而未結(jié)合到氧的血紅蛋白(還原血紅蛋白)易于吸收紅色區(qū)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(guān)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(chǎn)生吸收光量的差的紅外光(ir光)和紅光，以計(jì)算當(dāng)用ir光照射活體8時(shí)的吸收光的量的變化δared與用紅光照射活體8時(shí)的吸收光的量的變化δair的比率，根據(jù)以下等式(2)計(jì)算氧飽和度s。在等式(2)中，k是比例常數(shù)。

s＝k(δared/δair)…(2)

即，當(dāng)計(jì)算血液中的氧飽和度時(shí)，使發(fā)射具有不同波長的光的多個(gè)光發(fā)射元件1(具體地，發(fā)射ir光的光發(fā)射元件1和發(fā)射紅光的光發(fā)射元件1)以它們的光發(fā)射時(shí)段彼此不交疊的方式發(fā)射光，但是光發(fā)射時(shí)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(gè)光發(fā)射元件1得到的反射光或透射光，并且通過計(jì)算等式(1)和(2)或者計(jì)算根據(jù)各個(gè)光接收點(diǎn)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(jì)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(dá)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?yàn)閺?ib-ia)＜＜/ia的關(guān)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(dāng)要求相互區(qū)分發(fā)射ir光的光發(fā)射元件1和發(fā)射紅光的光發(fā)射元件1時(shí)，發(fā)射ir光的光發(fā)射元件將被稱為“光發(fā)射元件ld1”并且發(fā)射紅光的光發(fā)射元件1將被稱為“光發(fā)射元件ld2”。另外，作為一個(gè)示例，將光發(fā)射元件ld1假設(shè)為用于計(jì)算血流量的光發(fā)射元件1，并且將光發(fā)射元件ld1和ld2假設(shè)為用于計(jì)算血液中的氧飽和度的光發(fā)射元件1。

另外，當(dāng)測(cè)量血液中的氧飽和度時(shí)，因?yàn)橐阎邮展獾牧康臏y(cè)量頻率足以落入從大約30hz至大約1000hz的范圍內(nèi)，所以光發(fā)射元件ld2的發(fā)射頻率(其指示每一秒的閃爍次數(shù))也足以落入從大約30hz至大約1000hz的范圍內(nèi)。因此，從光發(fā)射元件ld2的電力消耗的觀點(diǎn)，雖然光發(fā)射元件ld2的發(fā)射頻率可以優(yōu)選地設(shè)置為低于光發(fā)射元件ld1的發(fā)射頻率，但是光發(fā)射元件ld1和光發(fā)射元件ld2可以被設(shè)置為交替地發(fā)射光，光發(fā)射元件ld2的發(fā)射頻率被調(diào)整為光發(fā)射元件ld1的發(fā)射頻率。

如上所述，在基于由差拍信號(hào)等的影響造成的光接收元件3的接收光量的改變來測(cè)量血流量時(shí)，由差拍信號(hào)等的影響造成的光接收元件3的接收光量的改變?cè)跍y(cè)量血液中的氧飽和度時(shí)用作噪聲分量。

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

圖8是示出根據(jù)示例性實(shí)施方式的活體信息測(cè)量裝置10的構(gòu)造的視圖。

如圖8所示，活體信息測(cè)量裝置10包括控制單元12、驅(qū)動(dòng)電路14、放大電路16、模擬/數(shù)字(a/d)轉(zhuǎn)換電路18、測(cè)量單元20、信號(hào)分離電路22、低通濾波器(lpf)24、光發(fā)射元件ld1、光發(fā)射元件ld2、以及光接收元件3。

控制單元12將控制光發(fā)射元件ld1和ld2中的每個(gè)的光發(fā)射時(shí)段和發(fā)射間隔的控制信號(hào)輸出到驅(qū)動(dòng)電路14，驅(qū)動(dòng)電路14包括用于向光發(fā)射元件ld1和ld2提供驅(qū)動(dòng)電力的電源電路。

在接收到來自控制單元12的控制信號(hào)時(shí)，根據(jù)由控制信號(hào)指示的光發(fā)射時(shí)段和發(fā)射間隔，驅(qū)動(dòng)電路14將驅(qū)動(dòng)電力提供給光發(fā)射元件ld1和ld2，以便驅(qū)動(dòng)光發(fā)射元件ld1和ld2。

圖9示出活體信息測(cè)量裝置10中的光發(fā)射元件ld1和ld2和光接收元件3的布置的一個(gè)示例。如圖9所示，光發(fā)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(fā)射元件ld1和ld2的光。

然而，光發(fā)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(fā)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(fā)射元件ld1和ld2的光。

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

當(dāng)血流量將由測(cè)量單元20測(cè)量時(shí)，因?yàn)樵摐y(cè)量根據(jù)差拍信號(hào)基于接收光的量的譜分布進(jìn)行，所以比不同光更容易產(chǎn)生差拍信號(hào)的激光器裝置可以優(yōu)選地用于光發(fā)射元件ld1。

然而，即使從光發(fā)射元件ld2發(fā)射的光不是激光束，因?yàn)榭梢杂?jì)算光發(fā)射元件ld2的吸收光量變化δared，所以發(fā)光二極管(led)或有機(jī)發(fā)光二極管(oled)可以用于光發(fā)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(qiáng)度對(duì)應(yīng)的電流轉(zhuǎn)換為電壓，然后將該電壓放大到被指定為a/d轉(zhuǎn)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(hào)。雖然這里作為一個(gè)示例示出光接收元件3輸出與接收光的強(qiáng)度對(duì)應(yīng)的電流作為接收光信號(hào)，但是光接收元件3可以輸出與接收光的強(qiáng)度對(duì)應(yīng)的電壓作為接收光信號(hào)。

a/d轉(zhuǎn)換電路18輸出通過對(duì)表示對(duì)應(yīng)接收光信號(hào)的在光接收元件3中接收的光量進(jìn)行數(shù)字化獲得的接收光信號(hào)，接收光信號(hào)在放大電路16處被放大作為輸入。

在從a/d轉(zhuǎn)換電路18接收到光接收元件3的數(shù)字化的接收光信號(hào)時(shí)，信號(hào)分離電路22將接收光信號(hào)分離為所接收的光發(fā)射元件ld1的光信號(hào)46(由所接收的光發(fā)射元件ld1的光的量的數(shù)據(jù)串表示)和所接收的光發(fā)射元件ld2的光信號(hào)48(由所接收的光發(fā)射元件ld2的光的量的數(shù)據(jù)串表示)。另外，可以例如從光發(fā)射元件ld1和ld2中的每個(gè)的光發(fā)射時(shí)段和發(fā)射間隔，確定從a/d轉(zhuǎn)換電路18接收的接收光信號(hào)的量是包含在接收光信號(hào)46中還是包含在接收光信號(hào)48中。

信號(hào)分離電路22將所接收的光發(fā)射元件ld1的光信號(hào)46輸出到測(cè)量單元20，并且將所接收的光發(fā)射元件ld1的光信號(hào)46和所接收的光發(fā)射元件ld2的光信號(hào)48輸出到lpf24。

lpf24關(guān)于所接收的光發(fā)射元件ld1的光信號(hào)46的改變中包括的頻率分量和所接收的光發(fā)射元件ld2的光信號(hào)48的改變中包括的頻率分量衰減高于預(yù)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(cè)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(shè)置為大約10hz或更低。

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

在接收到所接收的光發(fā)射元件ld1的光信號(hào)46時(shí)，血流量測(cè)量單元20a通過使接收光信號(hào)46經(jīng)過fft針對(duì)每個(gè)頻率ω計(jì)算譜分布，并且通過關(guān)于頻率ω對(duì)頻率ω和在頻率ω處的譜強(qiáng)度的乘積進(jìn)行積分來測(cè)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(fā)射元件ld1的光信號(hào)46b和所接收的光發(fā)射元件ld2的光信號(hào)48b時(shí)，氧飽和度測(cè)量單元20b通過根據(jù)等式(1)計(jì)算光發(fā)射元件ld1的吸收光量的變化量δair和光發(fā)射元件ld2的吸收光量的變化量δared并且根據(jù)等式(2)計(jì)算吸收光量變化量δared與吸收光量變化量δair的比率測(cè)量氧飽和度。另外，氧飽和度測(cè)量單元20b可以通過計(jì)算通過修改等式(1)和(2)獲得的已知等式，來測(cè)量血液中的氧飽和度。

如上所述，因?yàn)榘ㄔ谒邮盏墓獍l(fā)射元件ld1的光信號(hào)46中的差拍信號(hào)的頻率差δω0落入具有大約幾十khz的上限的頻率范圍內(nèi)，所以由于差拍信號(hào)產(chǎn)生的噪聲分量由lpf24去除。另外，由于包括在所接收的光發(fā)射元件ld2的光信號(hào)48中的差拍信號(hào)產(chǎn)生的噪聲分量由lpf24去除。因此，氧飽和度測(cè)量單元20b可以使用接收光信號(hào)46b和接收光信號(hào)48b(由于差拍信號(hào)產(chǎn)生的其噪聲分量被去除)來測(cè)量血液中的氧飽和度。

另外，當(dāng)led或oled被用作光發(fā)射元件ld2時(shí)，因?yàn)閺墓獍l(fā)射元件ld2發(fā)射的光可以不是相干光，所以差拍信號(hào)很難包括在所接收的光發(fā)射元件ld2的光信號(hào)48中。因此，在這種情況下，信號(hào)分離電路22可以將接收光信號(hào)48直接輸出到氧飽和度測(cè)量單元20b，而不將信號(hào)輸出到lpf24。

另外，甚至在血流量測(cè)量單元20a中，高于差拍信號(hào)的頻率差δω0的頻率分量也可能在測(cè)量血流量時(shí)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(gè)lpf可以被插入在信號(hào)分離電路22與血流量測(cè)量單元20a之間。

另外，考慮到當(dāng)頻率分量變得更接近dc而不是上述另一個(gè)lpf時(shí)，頻率分量與血流量的測(cè)量精確度具有較低相關(guān)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(hào)分離電路22與血流量測(cè)量單元20a之間，從而從接收光信號(hào)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(gè)lpf或帶通濾波器的情況相比，可以提高活體信息測(cè)量裝置10中的血流量的測(cè)量精確度。

作為一個(gè)示例，當(dāng)光發(fā)射元件ld1和光發(fā)射元件ld2如圖11所示的那樣交替地發(fā)射光時(shí)，lpf24中的所接收的光發(fā)射元件ld1的光信號(hào)46的輸出波形的示例在在圖12中示出。在圖11中，多個(gè)點(diǎn)96指示光接收元件3的光接收點(diǎn)96。

圖12示出的接收光信號(hào)46b的輸出波形是當(dāng)lpf24的截止頻率fc被設(shè)置為5hz、10hz、200hz和full時(shí)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(yuǎn)處，即，原樣輸出輸入到lpf24的接收光信號(hào)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(hào)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(dāng)截止頻率fc是200hz時(shí)，也可以看出噪聲分量仍包括在接收光信號(hào)46中。因此，優(yōu)選的是截止頻率fc落入大約5hz至大約10hz的范圍內(nèi)。

如上所述，憑借根據(jù)示例性實(shí)施方式的活體信息測(cè)量裝置10，經(jīng)過lpf24之后的所接收的光發(fā)射元件1的光信號(hào)被用于測(cè)量血液中的氧飽和度。因此，在測(cè)量活體信息時(shí)，甚至當(dāng)由從光發(fā)射元件1發(fā)射的相干光的干涉造成的差拍信號(hào)用作噪聲分量時(shí)，因?yàn)樵肼暦至坑蒷pf24去除，所以可以精確地測(cè)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(cè)量裝置10可以用于測(cè)量血流速度。另外，如圖7所示，因?yàn)樵诠饨邮赵?中接收的光量根據(jù)動(dòng)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(cè)量脈搏率。另外，可以通過兩次微分通過按時(shí)間順序測(cè)量脈搏率的改變獲得的波形，測(cè)量光電脈搏波。光電脈搏波用于估計(jì)血管年齡、診斷動(dòng)脈硬化等。

另外，活體信息測(cè)量裝置10可以用于測(cè)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(cè)量裝置10的處理可以用軟件、硬件、或其組合來實(shí)現(xiàn)。

對(duì)本發(fā)明的示例性實(shí)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(fā)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(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員是明顯的。選擇并且描述實(shí)施方式以最好地解釋本發(fā)明的原理及其實(shí)際應(yīng)用，以使本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠理解本發(fā)明的各種實(shí)施方式，以及各種變型適合于所預(yù)期的具體用途。本發(fā)明的范圍旨在由所附權(quán)利要求及其等同物來限定。