活体信息测量装置的利记博彩app

本公开涉及一种活体信息测量装置。

背景技术：

专利文献1公开了一种自发射型传感器装置，该自发射型传感器装置包括：基座；光照射部件，其设置在基座上并且用具有不同波长的光束照射被测试的装置，使得光束至少部分地彼此交叠；以及光接收部件，其设置在基座上并且针对每个波长检测归因于所照射光束的来自被测试装置的光。

专利文献2公开了一种测量氧饱和度和血流量的测量装置，该测量装置包括：第一光发射元件，其发射第一波长的光；第二光发射元件，其发射第二波长的光；驱动电路，其使第一光发射元件和第二光发射元件在不同时间点发射光；第一光接收元件，其被设置为接收从第一光发射元件发射且透射或散射通过设置在第一光发射元件和第二光发射元件的光照射到的位置处的生物组织的光；第二光接收元件，其设置在与第一光接收元件分离预定距离的位置处，以便接收从第一光发射元件和第二光发射元件发射且透射或散射通过生物组织的光；计算装置，其用于基于通过来自第一光发射元件和第二光发射元件的光得到的第二光接收元件的输出来计算生物组织的血液中的氧饱和度；以及计算装置，其用于基于通过来自第一光发射元件的光得到的第一光接收元件和第二光接收元件的输出的互相关函数来计算生物组织的血液流速。

专利文献1：日本专利no.4,475,601

专利文献2：jp-a-07-265284

技术实现要素：

当测量诸如血液中的氧饱和度和血流量的多个生物计量信息时，可以使用以下方法：发射不同波长的光的多个光发射元件朝向活体交替地发射光，并且基于透射通过活体或从活体反射的光量的改变来测量生物计量信息。

在该方法中，当使用发射相干光(诸如激光束)的光发射元件时，出现以下情况：血管中的移动生物组织(诸如血细胞)处反射的光的频率与由于多普勒频移在静止组织(诸如皮肤)处反射的光的频率不同。另外，因为具有不同频率的光彼此干涉，所以活体处反射的光包括用于测量例如血流速度的高频分量。

然而，反射光中包括的高频分量可能不必须是测量其它生物计量信息要求的信息，而可能是噪声分量，噪声分量是降低生物计量信息的测量的精确度的因素中的一个。因此，当测量不要求高频分量的生物计量信息时，多个装置被用于获取必须生物计量信息。

本发明的目的是甚至当噪声分量包含在光接收元件中接收的信号中时，也通过单个装置精确地测量多个生物计量信息。

根据本发明的第一方面，提供了一种活体信息测量装置，该活体信息测量装置包括：

第一光发射元件和第二光发射元件，均发射不同波长的光；

光接收元件，其接收从所述第一光发射元件和所述第二光发射元件发射的光，并且输出与接收光的量对应的接收光信号；

分离单元，其将所述接收光信号分成与所接收的从所述第一光发射元件发射的光的量对应的第一接收光信号和与所接收的从所述第二光发射元件发射的光的量对应的第二接收光信号；

滤波器，其去除所述第一接收光信号和所述第二接收光信号的噪声分量；以及

测量单元，其使用在噪声分量由所述滤波器去除之前的所述第一接收光信号、其噪声分量由所述滤波器去除的所述第一接收光信号、以及其噪声分量由所述滤波器去除的所述第二接收光信号，来测量多个活体信息。

根据本发明的第二方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，测量单元使用在其噪声分量由所述滤波器去除之前的所述第一接收光信号的频谱、以及其噪声分量由所述滤波器去除的所述第二接收光信号的改变与其噪声分量由所述滤波器去除的所述第一接收光信号的改变的比率，测量所述多个活体信息。

根据本发明的第三方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述测量单元测量包括血流量或血流速度以及血液中的氧饱和度的活体信息作为所述多个活体信息，并且

其中，使用其噪声分量由所述滤波器去除的所述第二接收光信号的改变与其噪声分量由所述滤波器去除的所述第一接收光信号的改变的比率来测量血液中的氧饱和度。

根据本发明的第四方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述测量单元测量包括血流量或血流速度以及血液中的氧饱和度的活体信息作为所述多个活体信息，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号的频谱来测量。

根据本发明的第五方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述滤波器是带通滤波器。

根据本发明的第六方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述滤波器是低通滤波器。

根据第一或第二方面，甚至当噪声分量包含在光接收元件中接收的信号中时，也经由单个装置精确地测量多个生物计量信息。

根据第三方面，与使用包含噪声分量的接收信号的情况相比，可以提高血液中的氧饱和度的测量精确度。

根据第四方面，与使用包含噪声分量的接收信号的情况相比，可以提高血流速率或血流速度的测量精确度。

根据第五方面，与不提供带通滤波器的情况相比，可以提高血液中的氧饱和度的测量精确度。

根据第六方面，与使用去除低频分量的高通滤波器的情况相比，可以提高血液中的氧饱和度的测量精确度。

附图说明

将基于以下附图详细地描述本公开的示例性实施方式，附图中：

图1是示出血流信息和血液中的氧饱和度的测量示例的示意图；

图2是示出由来自活体的反射光造成的接收光的量的改变的一个示例的曲线图；

图3是用于解释当用激光束照射血管时发生的多普勒频移的示意图；

图4是用于解释当用激光束照射血管时发生的光斑的示意图；

图5是示出谱分布关于接收光的量的改变的一个示例的曲线图；

图6是示出血流量的改变的一个示例的曲线图；

图7是示出活体中的光的吸光率的改变的一个示例的曲线图；

图8是示出活体信息测量装置的构造的视图；

图9是示出光发射元件和光接收元件的布置的一个示例的视图；

图10是示出光发射元件和光接收元件的布置的另一个示例的视图；

图11是示出发射ir光的光发射元件和发射红光的光发射元件的发射定时以及光接收元件的光接收定时的一个示例的时序图；

图12是示出随着lpf的截止频率的改变的输出波形的一个示例的曲线图。

具体实施方式

此后将参照附图详细地描述本公开的示例性实施方式。贯穿附图，相同元件、操作或功能由相同附图标记或符号来表示，并且为了简洁的目的，将不重复其解释。

首先，参照图1，将参照图1描述测量作为活体信息中的关于血液的活体信息的一个示例的血流信息和血液中的氧饱和度的方法。

如图1所示，当光从光发射元件1被发射以穿过患者(活体8)的身体并且在光接收元件3中被接收时，血流信息和血液中的氧饱和度通过使用由被反射或透射通过遍布活体8的动脉4、静脉5和毛细血管6的光的强度来测量，即，使用在光接收元件3中接收的反射光或透射光的量来测量。

(血流信息的测量)

图2是表示由光接收元件3接收的反射光的量的曲线80的一个示例。在图2的曲线图中，横轴表示时间，并且纵轴表示光接收元件3的输出，即，由光接收元件3接收的光量。

如图2所示，在光接收元件3中接收的光量随时间改变。该现象可以归因于当用光照射包括血管的活体8时出现的三个光学现象。

第一光学现象是由于在通过脉动测量时在血管中存在的血液量的改变导致的光的吸收的改变。血液包含诸如红血细胞的血细胞，并且移动通过诸如毛细血管6的血管。因此，移动通过血管的血细胞的数量可以随着血液量的改变而改变，这可能影响在光接收元件3中接收的光量。

作为第二光学现象，可以认为是由多普勒偏移的影响。

如图3所示，例如，当用具有频率ω0的相干光束40(诸如来自光发射元件1的激光束)照射包括毛细血管6(作为是血管的一个示例)的区域时，由移动通过毛细血管6的血细胞散射的散射光42导致具有由血细胞的移动速度确定的频率差δω0的多普勒频移。同时，由不包含移动体(诸如，血细胞)的组织(静止组织)(诸如，皮肤)散射的散射光42保持与所照射的激光束相同的频率ω0。因此，由血管(诸如，毛细血管6)散射的激光束的频率ω0+δω0与由静止组织散射的激光束的频率ω0干涉。由于这种干涉，在光接收元件3中生成并且观察具有频率差δω0的差拍信号，并且结果，在光接收元件3中接收的光量随时间改变。虽然频率差δω0取决于血细胞的移动速度，但是在光接收元件3中观察到的差拍信号的频率差δω0落在具有大约几十khz的上限的频率范围内。

第三光学现象可以是由光斑的影响。

如图4所示，当用相干光束40(诸如来自光发射元件1的激光束)照射沿由箭头44指示的方向移动通过血管的血细胞7(诸如，红血细胞)时，撞击在血细胞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随机方式彼此干涉。这导致具有随机斑点图案的光强度分布。以此方式形成的光强度分布图案被称为“光斑图案”。

如上所述，因为血细胞7移动通过血管，所以血细胞7中散射的光的状态改变，并且因此光斑图案随着时间改变。因此，在光接收元件3中接收的光量随着时间改变。

接着，将描述获得关于血流量的信息的方法的一个示例。当如图2所示，获得随着时间改变的光接收元件3的接收光的量时，提取单位时间t0范围内包括的数据，然后使所述数据经过例如快速傅里叶变换(fft)，从而获得针对每个频率ω的谱分布。图5是示出表示单位时间t0内针对每个频率ω的谱分布的示例的曲线82的曲线图。在图5的曲线图中，横轴表示频率ω，而纵轴表示谱强度。

这里，血液量与通过利用总光量规格化由曲线82的横轴和纵轴围绕的阴影线区域84指示的功率谱的面积获得的值成比例。另外，因为血流速度与由曲线82表示的功率谱的频率平均值成比例，所以血流速度与通过将通过关于频率ω对频率ω和频率ω处的功率谱的乘积积分获得的值除以阴影线区域84的面积获得的值成比例。

另外，因为血流量由血液量和血流速度的乘积表示，所以可以从血液量和血流速度的计算公式获得血流量。血流量、血流速度和血液量是血流信息的一个示例，但是不限于此。

图6是示出表示所计算的每单位时间t0的血流量的改变的示例的曲线86的一个示例的曲线图。在图6的曲线图中，横轴表示时间，而纵轴表示血流量。

如图6所示，虽然血流量随着时间变化，但是变化的倾向被分为两种类型。例如，在图6中，间隔t2内的血流量的变化范围90大于间隔t1内的血流量的变化范围88。这可能是因为间隔t1内的血流量的改变主要由于脉搏的动作导致，而间隔t2内的血流量的改变由于例如充血、自主神经的影响等导致。

(氧饱和度的测量)

接着，将描述血液中的氧饱和度的测量。血液中的氧饱和度是指示血红蛋白结合到血液中的氧的程度的指示符。当血液中的氧饱和度降低时，诸如贫血的症状易于发生。

图7是示出例如在活体8中吸收的光的吸光率的改变的概念图。如图7所示，在活体8中吸收的光量示出随着时间变化的倾向。

另外，参照在活体8中吸收的光量的变化的内容(content)，已知吸收光的量主要通过动脉4变化，但是与动脉4相比，其在包括静脉5和静止组织的其它组织中是可忽略的。这是因为从心脏泵送的动脉血随着脉搏波移动通过血管，并且动脉4随着时间沿着动脉4的截面方向扩张/收缩，从而造成动脉4的厚度的改变。在图7中，由箭头94指示的范围表示与动脉4的厚度的改变对应的吸收光的量的变化。

在图7中，假设在时间ta的接收光的量是ia，并且在时间tb的接收光的量是ib，由于动脉4的厚度的改变导致吸收光的量的变化δa由以下等式(1)来表达

δa＝ln(ib/ia)...(1)

同时，已知结合到流过动脉4的氧的血红蛋白(氧化血红蛋白)易于吸收红外线(ir)区域中具有大约880nm波长的光，而未结合到氧的血红蛋白(还原血红蛋白)易于吸收红色区域中具有大约665nm波长的光。而且，已知氧饱和度与在不同波长处的吸收光的量的变化δa的比率具有比例关系。

因此，与波长的其它组合相比，通过使用可能在氧化血红蛋白与还原血红蛋白之间产生吸收光量的差的红外光(ir光)和红光，以计算当用ir光照射活体8时的吸收光的量的变化δared与用红光照射活体8时的吸收光的量的变化δair的比率，根据以下等式(2)计算氧饱和度s。在等式(2)中，k是比例常数。

s＝k(δared/δair)…(2)

即，当计算血液中的氧饱和度时，使发射具有不同波长的光的多个光发射元件1(具体地，发射ir光的光发射元件1和发射红光的光发射元件1)以它们的光发射时段彼此不交叠的方式发射光，但是光发射时段可以部分地彼此交叠。然后，在光接收元件3中接收通过每个光发射元件1得到的反射光或透射光，并且通过计算等式(1)和(2)或者计算根据各个光接收点处的接收光的量修改这些等式(1)和(2)获得的已知等式来计算血液中的氧饱和度。

作为通过修改等式(1)获得的已知等式，吸收光量的变化δa可以通过展开等式(1)被表达为以下等式(3)。

δa＝lnib-lnia...(3)

另外，等式(1)可以被修改为以下等式(4)。

δa＝ln(ib/ia)＝ln(1+(ib-ia)/ia)...(4)

通常，因为从(ib-ia)＜＜/ia的关系建立ln(ib/ia)≈(ib-ia)/ia，所以等式(1)可以用以下等式(5)来代替作为吸收光量的变化δa。

δa≈(ib-ia)/ia...(5)

此后，当要求相互区分发射ir光的光发射元件1和发射红光的光发射元件1时，发射ir光的光发射元件将被称为“光发射元件ld1”并且发射红光的光发射元件1将被称为“光发射元件ld2”。另外，作为一个示例，将光发射元件ld1假设为用于计算血流量的光发射元件1，并且将光发射元件ld1和ld2假设为用于计算血液中的氧饱和度的光发射元件1。

另外，当测量血液中的氧饱和度时，因为已知接收光的量的测量频率足以落入从大约30hz至大约1000hz的范围内，所以光发射元件ld2的发射频率(其指示每一秒的闪烁次数)也足以落入从大约30hz至大约1000hz的范围内。因此，从光发射元件ld2的电力消耗的观点，虽然光发射元件ld2的发射频率可以优选地设置为低于光发射元件ld1的发射频率，但是光发射元件ld1和光发射元件ld2可以被设置为交替地发射光，光发射元件ld2的发射频率被调整为光发射元件ld1的发射频率。

如上所述，在基于由差拍信号等的影响造成的光接收元件3的接收光量的改变来测量血流量时，由差拍信号等的影响造成的光接收元件3的接收光量的改变在测量血液中的氧饱和度时用作噪声分量。

因此，此后将描述用于甚至当诸如差拍信号的频率变化分量包含在来自光接收元件3的接收信号中时也以高精确度测量多个活体信息的活体信息测量装置。

图8是示出根据示例性实施方式的活体信息测量装置10的构造的视图。

如图8所示，活体信息测量装置10包括控制单元12、驱动电路14、放大电路16、模拟/数字(a/d)转换电路18、测量单元20、信号分离电路22、低通滤波器(lpf)24、光发射元件ld1、光发射元件ld2、以及光接收元件3。

控制单元12将控制光发射元件ld1和ld2中的每个的光发射时段和发射间隔的控制信号输出到驱动电路14，驱动电路14包括用于向光发射元件ld1和ld2提供驱动电力的电源电路。

在接收到来自控制单元12的控制信号时，根据由控制信号指示的光发射时段和发射间隔，驱动电路14将驱动电力提供给光发射元件ld1和ld2，以便驱动光发射元件ld1和ld2。

图9示出活体信息测量装置10中的光发射元件ld1和ld2和光接收元件3的布置的一个示例。如图9所示，光发射元件ld1和ld2和光接收元件3并排布置在活体8上。在该示例中，光接收元件3接收在活体8处反射的光发射元件ld1和ld2的光。

然而，光发射元件ld1和ld2和光接收元件3的布置不限于图9的布置示例。例如，如图10所示，光发射元件ld1和ld2可以被布置为面向光接收元件3，活体8夹在它们之间。在该示例中，光接收元件3接收透射通过活体8的光发射元件ld1和ld2的光。

虽然在这些示例中，光发射元件ld1和ld2是两个垂直腔表面发射激光器，但是光发射元件ld1和ld2不限于此，而是可以是边缘发射激光器。

当血流量将由测量单元20测量时，因为该测量根据差拍信号基于接收光的量的谱分布进行，所以比不同光更容易产生差拍信号的激光器装置可以优选地用于光发射元件ld1。

然而，即使从光发射元件ld2发射的光不是激光束，因为可以计算光发射元件ld2的吸收光量变化δared，所以发光二极管(led)或有机发光二极管(oled)可以用于光发射元件ld2。

放大电路16将与在光接收元件3中接收的光的强度对应的电流转换为电压，然后将该电压放大到被指定为a/d转换电路18的输入电压范围的电压电平。换言之，放大电路16放大从光接收元件3输出的接收信号。虽然这里作为一个示例示出光接收元件3输出与接收光的强度对应的电流作为接收光信号，但是光接收元件3可以输出与接收光的强度对应的电压作为接收光信号。

a/d转换电路18输出通过对表示对应接收光信号的在光接收元件3中接收的光量进行数字化获得的接收光信号，接收光信号在放大电路16处被放大作为输入。

在从a/d转换电路18接收到光接收元件3的数字化的接收光信号时，信号分离电路22将接收光信号分离为所接收的光发射元件ld1的光信号46(由所接收的光发射元件ld1的光的量的数据串表示)和所接收的光发射元件ld2的光信号48(由所接收的光发射元件ld2的光的量的数据串表示)。另外，可以例如从光发射元件ld1和ld2中的每个的光发射时段和发射间隔，确定从a/d转换电路18接收的接收光信号的量是包含在接收光信号46中还是包含在接收光信号48中。

信号分离电路22将所接收的光发射元件ld1的光信号46输出到测量单元20，并且将所接收的光发射元件ld1的光信号46和所接收的光发射元件ld2的光信号48输出到lpf24。

lpf24关于所接收的光发射元件ld1的光信号46的改变中包括的频率分量和所接收的光发射元件ld2的光信号48的改变中包括的频率分量衰减高于预定截止频率fc的频率分量，然后将衰减后的频率分量输出到测量单元20。这里，高于截止频率fc的频率分量被称为“高频分量”。如后面将描述的，截止频率fc可以被设置为大约10hz或更低。

测量单元20包括血流量测量单元20a和氧饱和度测量单元20b。从信号分离电路22输出的所接收的光发射元件ld1的光信号46被输入到血流量测量单元20a。另外，从lpf24输出的所接收的光发射元件ld1的光信号46b和所接收的光发射元件ld2的光信号48b被输入到氧饱和度测量单元20b。

在接收到所接收的光发射元件ld1的光信号46时，血流量测量单元20a通过使接收光信号46经过fft针对每个频率ω计算谱分布，并且通过关于频率ω对频率ω和在频率ω处的谱强度的乘积进行积分来测量血流量。

另外，在接收到其高频分量由lpf24去除的、所接收的光发射元件ld1的光信号46b和所接收的光发射元件ld2的光信号48b时，氧饱和度测量单元20b通过根据等式(1)计算光发射元件ld1的吸收光量的变化量δair和光发射元件ld2的吸收光量的变化量δared并且根据等式(2)计算吸收光量变化量δared与吸收光量变化量δair的比率测量氧饱和度。另外，氧饱和度测量单元20b可以通过计算通过修改等式(1)和(2)获得的已知等式，来测量血液中的氧饱和度。

如上所述，因为包括在所接收的光发射元件ld1的光信号46中的差拍信号的频率差δω0落入具有大约几十khz的上限的频率范围内，所以由于差拍信号产生的噪声分量由lpf24去除。另外，由于包括在所接收的光发射元件ld2的光信号48中的差拍信号产生的噪声分量由lpf24去除。因此，氧饱和度测量单元20b可以使用接收光信号46b和接收光信号48b(由于差拍信号产生的其噪声分量被去除)来测量血液中的氧饱和度。

另外，当led或oled被用作光发射元件ld2时，因为从光发射元件ld2发射的光可以不是相干光，所以差拍信号很难包括在所接收的光发射元件ld2的光信号48中。因此，在这种情况下，信号分离电路22可以将接收光信号48直接输出到氧饱和度测量单元20b，而不将信号输出到lpf24。

另外，甚至在血流量测量单元20a中，高于差拍信号的频率差δω0的频率分量也可能在测量血流量时用作噪声分量。因此，与lpf24不同，具有大约几十khz的截止频率fc的另一个lpf可以被插入在信号分离电路22与血流量测量单元20a之间。

另外，考虑到当频率分量变得更接近dc而不是上述另一个lpf时，频率分量与血流量的测量精确度具有较低相关性，使几hz到几十khz的频率分量通过的带通滤波器可以被插入在信号分离电路22与血流量测量单元20a之间，从而从接收光信号46去除低于几hz的dc分量和高于几十khz的频率分量。

在这种情况下，与不提供上述另一个lpf或带通滤波器的情况相比，可以提高活体信息测量装置10中的血流量的测量精确度。

作为一个示例，当光发射元件ld1和光发射元件ld2如图11所示的那样交替地发射光时，lpf24中的所接收的光发射元件ld1的光信号46的输出波形的示例在在图12中示出。在图11中，多个点96指示光接收元件3的光接收点96。

图12示出的接收光信号46b的输出波形是当lpf24的截止频率fc被设置为5hz、10hz、200hz和full时分别获得的输出波形。如这里所使用的，截止频率fc的“full”指的是截止频率fc在无穷远处，即，原样输出输入到lpf24的接收光信号46。

如图12所示，随着截止频率fc变低，噪声分量从接收光信号46的输出波形中被去除，从而使输出波形更平滑。在这种情况下，甚至当截止频率fc是200hz时，也可以看出噪声分量仍包括在接收光信号46中。因此，优选的是截止频率fc落入大约5hz至大约10hz的范围内。

如上所述，凭借根据示例性实施方式的活体信息测量装置10，经过lpf24之后的所接收的光发射元件1的光信号被用于测量血液中的氧饱和度。因此，在测量活体信息时，甚至当由从光发射元件1发射的相干光的干涉造成的差拍信号用作噪声分量时，因为噪声分量由lpf24去除，所以可以精确地测量感兴趣的活体信息。

另外，如上所述，除了血流量之外，活体信息测量装置10可以用于测量血流速度。另外，如图7所示，因为在光接收元件3中接收的光量根据动脉4的脉搏变化，所以可以从光接收元件3中接收的光量的变化来测量脉搏率。另外，可以通过两次微分通过按时间顺序测量脉搏率的改变获得的波形，测量光电脉搏波。光电脉搏波用于估计血管年龄、诊断动脉硬化等。

另外，活体信息测量装置10可以用于测量其它活体信息，而不限于上述活体信息。

另外，图8中所示的活体信息测量装置10的处理可以用软件、硬件、或其组合来实现。

对本发明的示例性实施方式的上述说明被提供用于解释和说明的目的。其不旨在是穷尽的，或者将本发明限于所公开的精确形式。显而易见的是，很多修改例和变型例对于本领域技术人员是明显的。选择并且描述实施方式以最好地解释本发明的原理及其实际应用，以使本领域技术人员能够理解本发明的各种实施方式，以及各种变型适合于所预期的具体用途。本发明的范围旨在由所附权利要求及其等同物来限定。