本發(fā)明涉及活體信息測(cè)量裝置和光發(fā)射元件。

背景技術(shù)：

日本未審查專利申請(qǐng)第2008-212258號(hào)公報(bào)描述了一種光學(xué)檢測(cè)裝置，該光學(xué)檢測(cè)裝置包括：多個(gè)光發(fā)射元件，其形成在基板上；光接收元件，其接收來自用從光發(fā)射元件發(fā)射的光束照射的外部對(duì)象的反射光束并且將反射光束轉(zhuǎn)換成電檢測(cè)信號(hào)；驅(qū)動(dòng)單元，其能夠彼此獨(dú)立地驅(qū)動(dòng)多個(gè)光發(fā)射元件；存儲(chǔ)單元，當(dāng)多個(gè)光發(fā)射元件彼此獨(dú)立地被驅(qū)動(dòng)時(shí)，該存儲(chǔ)單元存儲(chǔ)所獲得的多個(gè)檢測(cè)信號(hào)以對(duì)應(yīng)于多個(gè)光發(fā)射元件；以及確定單元，其基于存儲(chǔ)單元中存儲(chǔ)的多個(gè)檢測(cè)信號(hào)來確定多個(gè)光發(fā)射元件中的一個(gè)將用作光源。

日本第4475601號(hào)專利描述了一種光發(fā)射傳感器裝置，該光發(fā)射傳感器裝置：包括基板；光發(fā)射單元，其設(shè)置在基板上并且朝向?qū)ο蟀l(fā)射具有不同波長(zhǎng)的多個(gè)光束，使得光束至少部分地交疊；以及光接收單元，其設(shè)置在基板上并且針對(duì)每個(gè)波長(zhǎng)檢測(cè)由于多個(gè)所發(fā)射的光束生成的來自對(duì)象的光束。

日本未審查專利第2013-000158號(hào)公報(bào)描述了一種活體傳感器，該活體傳感器包括：第一基板，其透射光；光發(fā)射單元，其通過第一基板朝向?qū)ο蟀l(fā)射光束；光接收單元，其設(shè)置在第一基板面向?qū)ο蟮谋砻嫔希沟闷涔饨邮彰婷嫦驅(qū)ο?，并且該光接收單元輸出根?jù)從對(duì)象接收的光的信號(hào)；以及光阻擋單元，其具有開口，光接收表面通過該開口暴露在平面視圖中，并且該光阻擋單元被形成為覆蓋光接收單元。

用于測(cè)量活體信息的已知技術(shù)的示例包括：光電容積脈搏波描記(photoplethysmographic)傳感器，其通過使用通過血紅蛋白吸收光來測(cè)量光電容積脈搏波；以及氧飽和度傳感器，其通過使用雙波長(zhǎng)光電容積脈搏波來測(cè)量氧飽和度。近年來，已經(jīng)開發(fā)了通過使用由紅血細(xì)胞的速度造成的光的多普勒頻移來檢測(cè)血流信息的血流傳感器。使用先進(jìn)的制造技術(shù)，已經(jīng)減小了這種血流傳感器的尺寸，以便可附接到指尖。血流傳感器能夠測(cè)量血流信息，諸如血流量、血流速度和血量。

直到最近，單個(gè)傳感器裝置被用于測(cè)量單個(gè)類型的活體信息。然而，近來，已經(jīng)積極地開發(fā)了均能夠測(cè)量多種類型活體信息的可佩戴裝置。為了開發(fā)能夠測(cè)量多種類型活體信息的可佩戴裝置，必須減小傳感器的尺寸和成本。

當(dāng)通過用光照射活體同時(shí)測(cè)量活體的光電容積脈搏波(或氧飽和度)和血流信息時(shí)，必須使用具有更窄的光發(fā)射光譜寬度的單模激光束來測(cè)量血流信息。然而，單模激光束的光發(fā)射量小。另一方面，必須使用具有大光發(fā)射量的光束來測(cè)量光電容積脈搏波(或氧飽和度)。因此，如果使用單模激光束，則光發(fā)射量可能不足。而且，如果使用單模激光束，則多普勒頻移可能產(chǎn)生噪聲。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

與通過使用僅單模激光束來測(cè)量多種類型活體信息的情況相比，本發(fā)明的目的是提供能夠高精度地測(cè)量多種類型活體信息的小活體信息測(cè)量裝置和小光發(fā)射元件。

根據(jù)本發(fā)明的第一方面，一種活體信息測(cè)量裝置包括：第一光發(fā)射單元，其發(fā)射單模激光束；第二光發(fā)射單元，其發(fā)射多模光束或led光束；光接收元件，其接收當(dāng)所述第一光發(fā)射單元和所述第二光發(fā)射單元朝向活體發(fā)射所述光束時(shí)由所述活體反射或透射的反射光束或透射光束；控制單元，其控制所述第一光發(fā)射單元和所述第二光發(fā)射單元的光發(fā)射時(shí)段；以及測(cè)量單元，其通過使用由所述光接收元件連續(xù)接收的反射光束或透射光束中的每個(gè)測(cè)量關(guān)于所述活體的多種類型活體信息。

根據(jù)本發(fā)明的第二方面，所述控制單元控制所述光發(fā)射時(shí)段，使得所述第一光發(fā)射單元的所述光發(fā)射時(shí)段和所述第二光發(fā)射單元的所述光發(fā)射時(shí)段不交疊。

根據(jù)本發(fā)明的第三方面，所述測(cè)量單元測(cè)量所述活體的血流信息和脈搏波(plethysmogram)作為所述活體信息。

根據(jù)本發(fā)明的第四方面，所述第二光發(fā)射單元包括發(fā)射具有不同波長(zhǎng)的光束的兩個(gè)光發(fā)射元件，并且所述測(cè)量單元測(cè)量所述活體的血流信息和氧飽和度作為所述活體信息。

根據(jù)本發(fā)明的第五方面，所述活體信息測(cè)量裝置還包括：增益調(diào)整單元，其執(zhí)行增益調(diào)整，使得對(duì)應(yīng)于由所述光接收元件接收的每個(gè)光束的光接收信號(hào)的電平落在指定范圍內(nèi)。

根據(jù)本發(fā)明的第六方面，所述第一光發(fā)射單元和所述第二光發(fā)射單元形成在同一半導(dǎo)體基板上。

根據(jù)本發(fā)明的第七方面，所述第一光發(fā)射單元和所述第二光發(fā)射單元中的每個(gè)是表面發(fā)射激光器。

根據(jù)本發(fā)明的第八方面，光發(fā)射元件包括：第一光發(fā)射單元，其發(fā)射單模激光束；以及第二光發(fā)射單元，其發(fā)射多模光束或led光束。所述第一光發(fā)射單元和所述第二光發(fā)射單元形成在同一半導(dǎo)體基板上。

根據(jù)本發(fā)明的第九方面，所述第一光發(fā)射單元和所述第二光發(fā)射單元中的每個(gè)是表面發(fā)射激光器。

通過本發(fā)明的第一方面，與通過僅使用單模激光束來測(cè)量多種類型活體信息的情況相比，可以高精度地測(cè)量多種類型活體信息。

通過本發(fā)明的第二方面，與光發(fā)射時(shí)段交疊的情況相比，可以高精度地測(cè)量多種類型活體信息。

通過本發(fā)明的第三方面，與通過僅使用單模激光束來測(cè)量血流信息和脈搏波的情況相比，可以高精度地測(cè)量血流信息和脈搏波。

通過本發(fā)明的第四方面，與通過僅使用單模激光束來測(cè)量血流信息和氧飽和度的情況相比，可以高精度地測(cè)量血流信息和氧飽和度。

通過本發(fā)明的第五方面，與不調(diào)整所接收信號(hào)的增益的情況相比，可以高精度地測(cè)量多種類型活體信息。

通過本發(fā)明的第六方面，與第一光發(fā)射單元和第二光發(fā)射單元形成在不同半導(dǎo)體基板上的情況相比，可以減小裝置的尺寸。

通過本發(fā)明的第七方面，與第一光發(fā)射單元和第二光發(fā)射單元不是表面發(fā)射激光器的情況相比，可以減小活體信息測(cè)量裝置的尺寸。

通過本發(fā)明的第八方面，與第一光發(fā)射單元和第二光發(fā)射單元形成在不同半導(dǎo)體基板上的情況相比，可以減小光發(fā)射元件的尺寸。

通過本發(fā)明的第九方面，與第一光發(fā)射單元和第二光發(fā)射單元不是表面發(fā)射激光器的情況相比，可以減小光發(fā)射元件的尺寸。

附圖說明

將基于以下附圖詳細(xì)地描述本發(fā)明的示例性實(shí)施方式，附圖中：

圖1是示出血流信息和血氧飽和度的測(cè)量的示例的示意圖；

圖2是示出由于來自活體的反射光導(dǎo)致的所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)用激光束或透射光束照射血管時(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(speckle)的示意圖；

圖5是示出光譜分布關(guān)于所接收光的光量的改變的一個(gè)示例的曲線圖；

圖6是示出血流信息的改變的一個(gè)示例的曲線圖；

圖7是示出活體中吸收的光的吸收率的改變的一個(gè)示例的曲線圖；

圖8是活體信息測(cè)量裝置的示例性框圖；

圖9示出光發(fā)射元件的布置的示例；

圖10示出光發(fā)射圖案的一個(gè)示例；

圖11示出光發(fā)射圖案的一個(gè)示例；

圖12示出光發(fā)射圖案的一個(gè)示例；

圖13示出光發(fā)射圖案的一個(gè)示例；

圖14示出光發(fā)射圖案的一個(gè)示例；以及

圖15示出光發(fā)射圖案的一個(gè)示例。

具體實(shí)施方式

下文中，將參照附圖描述本發(fā)明的示例性實(shí)施方式。在所有附圖中，執(zhí)行相同操作或具有相同功能的元件將由相同數(shù)字表示，并且將省略這種元件的冗余描述。

參照?qǐng)D1，將描述測(cè)量作為與血液有關(guān)的活體信息的示例的血流信息和血氧飽和度的方法。

如圖1所示，血流信息和血氧飽和度通過以下來測(cè)量：通過從光發(fā)射元件1朝向患者身體(活體8)發(fā)射光；通過使用光接收元件3接收由患者身體中的動(dòng)脈4、靜脈5、毛細(xì)血管6等反射或透射的光；并且通過測(cè)量所接收光的強(qiáng)度(即，由光接收元件3接收的反射光或透射光的量)。

血流信息的測(cè)量

圖2示出表示由光接收元件3接收的反射光的量的示例的曲線80的曲線圖。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，由光接收元件3接收的光量隨時(shí)間改變。認(rèn)為該改變由于用光照射包括血管的活體8時(shí)發(fā)生的以下三種光學(xué)現(xiàn)象而發(fā)生。

第一光學(xué)現(xiàn)象是由于通過脈動(dòng)測(cè)量的血管中存在的血液量的改變導(dǎo)致發(fā)生的光的吸收的改變。血液包括諸如紅血細(xì)胞的血細(xì)胞，并且血液在諸如毛細(xì)血管6的血管中移動(dòng)。因此，當(dāng)血液量改變時(shí)，在血管中移動(dòng)的血細(xì)胞的數(shù)量也改變。該改變可能影響由光接收元件3接收的光的量。

第二光學(xué)現(xiàn)象是多普勒頻移的影響。

圖3示出例如光發(fā)射元件1朝向包括毛細(xì)血管6(其是血管的示例)的區(qū)域發(fā)射具有頻率ω0的相干光束40(諸如激光束)。在這種情況下，具有頻率差δω0的多普勒頻移發(fā)生在由于由在毛細(xì)血管6中移動(dòng)的血細(xì)胞散射相干光束40導(dǎo)致生成的散射光42的一部分中。頻率差δω0由血細(xì)胞的移動(dòng)速率來確定。相反，由于由不包括移動(dòng)成分(諸如血細(xì)胞)的器官(靜止組織)散射相干光束40導(dǎo)致產(chǎn)生的散射光42的另一部分具有與所發(fā)射的光束的頻率ω0相同的頻率。因此，由血管(諸如毛細(xì)血管6)散射的具有頻率(ω0+δω0)的散射光42的部分與由靜止組織散射的具有頻率ω0的散射光42的另一部分彼此干涉。因此，具有頻率差δω0的差拍信號(hào)由光接收元件3觀察到，并且由光接收元件3接收的光的量隨時(shí)間改變。取決于血細(xì)胞的移動(dòng)速率的、由光接收元件3觀察到的差拍信號(hào)的頻率差δω0在具有幾十千赫茲的上限的范圍內(nèi)。

第三光學(xué)現(xiàn)象是光斑的影響。

圖4示出光發(fā)射元件1朝向沿箭頭44的方向移動(dòng)的血細(xì)胞7(諸如紅血細(xì)胞)發(fā)射相干光束40(諸如激光束)的情況。在這種情況下，激光束沿各種方向由血細(xì)胞7散射。具有不同相位的散射光隨機(jī)地彼此干涉。由此，具有隨機(jī)斑點(diǎn)圖案的光強(qiáng)度分布發(fā)生。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在血管中移動(dòng)，所以通過血細(xì)胞7散射光的方式改變，并且光斑圖案隨時(shí)間變化。因此，由光接收元件3接收的光量隨時(shí)間改變。

接著，將描述獲得血流信息的方法的示例。參照?qǐng)D2，當(dāng)獲得由光接收元件3接收的光量的時(shí)序數(shù)據(jù)時(shí)，切掉預(yù)定單位時(shí)間t0內(nèi)的數(shù)據(jù)的一部分。通過對(duì)數(shù)據(jù)執(zhí)行例如快速傅里葉變換(fft)，獲得針對(duì)頻率ω的光譜分布。圖5是示出表示單位時(shí)間t0中針對(duì)頻率ω的光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，而縱軸表示光譜強(qiáng)度。

血液量與通過關(guān)于總光量規(guī)格化由圖5的曲線圖的曲線82、橫軸和縱軸圍繞的陰影線區(qū)域84表示的功率譜的面積獲得的值成比例。血流速度與由曲線82表示的功率譜的平均頻率成比例。因此，血流速度與通過頻率ω和在頻率ω處的功率譜的乘積關(guān)于頻率ω的積分除以陰影線區(qū)域84的面積獲得的值成比例。

血流量(其是血液量和血流速度的乘積)通過使用用于計(jì)算血液量和血流速度的上述公式來獲得。血流量、血流速度和血液量是血流信息的示例。然而，血流信息不限于這些。

圖6是示出表示計(jì)算得到的單位時(shí)間t0內(nèi)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(shí)間，而縱軸表示血流量。

如圖6所示，血流量隨時(shí)間變化，并且變化的傾向被分為兩種類型。例如，圖6的間隔t2內(nèi)的血流量的變化范圍90大于圖6的間隔t1內(nèi)的血流量的變化范圍88。假設(shè)這是因?yàn)殚g隔t1內(nèi)的血流量的改變主要由于脈動(dòng)并且間隔t2內(nèi)的血流量的改變由于例如充血。

當(dāng)測(cè)量血流量時(shí)，為了測(cè)量多普勒頻移，單模激光器被用作用于測(cè)量血流量的光發(fā)射元件1。這是因?yàn)閱文＜す馄靼l(fā)射具有比其它光束更小的光發(fā)射光譜寬度的單模激光束。下文中，用于測(cè)量血流量的單模激光器將被稱為“光發(fā)射元件ld1”。

氧飽和度的測(cè)量

接著，將描述血氧飽和度的測(cè)量。血氧飽和度是氧結(jié)合到血液中的血紅蛋白的程度的指示符。隨著血氧飽和度降低，諸如貧血的癥狀越來越可能發(fā)生。

圖7是示出例如由活體8吸收的光的吸收率的改變的概念圖。如圖7所示，由活體8吸收的光的量?jī)A向于隨時(shí)間變化。

具體地，由活體8吸收的光的吸收率主要由于由動(dòng)脈4吸收的光的吸收率的改變而發(fā)生。與由于動(dòng)脈4導(dǎo)致發(fā)生的改變相比，由其它器官(諸如靜脈5和靜止組織)吸收的光的吸收率的改變可忽略。這是因?yàn)閺男呐K泵送出的動(dòng)脈血隨脈搏在動(dòng)脈4中移動(dòng)，以使動(dòng)脈4在沿著動(dòng)脈4的截面的方向隨時(shí)間擴(kuò)張和收縮，從而動(dòng)脈4的厚度改變。圖7中箭頭94所示出的范圍示出了根據(jù)動(dòng)脈4的厚度的變化發(fā)生的所接收光的光吸收量的變化。

參照?qǐng)D7，由于動(dòng)脈4的厚度的改變導(dǎo)致的所吸收光的量的變化δa由以下表達(dá)式(1)來表示，其中，ia是在時(shí)間ta接收的光量，并且ib是在時(shí)間tb接收的光量。

δa＝ln(ib/ia)(1)

已知流過動(dòng)脈4的氧結(jié)合到的血紅蛋白(氧合血紅蛋白)傾向于吸收紅外線范圍中的具有尤其大約880nm頻率的光，而未結(jié)合氧的血紅蛋白(還原血紅蛋白)傾向于吸收紅色范圍中的具有尤其大約665nm頻率的光。而且，已知氧飽和度與針對(duì)不同波長(zhǎng)的吸收光的量的變化δa的比率成比例。

因此，使用紅外光(ir光)與紅光的組合，在紅外光和紅光之間，氧合血紅蛋白吸收的光量和還原血紅蛋白吸收的光量與其它組合相比更明顯地不同。然后，氧飽和度s通過使用表達(dá)式(2)來計(jì)算，其中，δair是由活體8吸收的ir光的變化，δared是由活體8吸收的紅光的變化，并且k是比例常數(shù)。

s＝k(δared/δair)(2)

即，當(dāng)計(jì)算血氧飽和度時(shí)，使發(fā)射具有不同波長(zhǎng)的光束的多個(gè)光發(fā)射元件1(具體地，發(fā)射ir光束的光發(fā)射元件1a和發(fā)射紅光的光發(fā)射元件1b)發(fā)射光束，使得光發(fā)射時(shí)段不交疊。從光發(fā)射元件1a和1b發(fā)射且由活體8反射或透射的反射光束或透射光束通過使用光接收元件3來接收。然后，通過使用在光接收時(shí)間接收的光量計(jì)算表達(dá)式(1)和表達(dá)式(2)(或通過變換這些表達(dá)式獲得的其它表達(dá)式)的值來測(cè)量氧飽和度。

例如，所吸收光的量的變化δa可以由通過變換表達(dá)式(1)獲得的以下表達(dá)式(3)來表示。

δa＝lnib-lnia(3)

表達(dá)式(1)還被變換為以下表達(dá)式(4)。

δa＝ln(ib/ia)＝ln(1+(ib-ia)/ia)(4)

因?yàn)橥ǔ?ib-ia)＜＜ia，所以ln(ib/ia)≈(ib-ia)/ia。因此，代替表達(dá)式(1)，以下表達(dá)式(5)可以用于表示所吸收光的量的變化δa。

δa≈(ib-ia)/ia(5)

下文中，發(fā)射ir光束的光發(fā)射元件1a將被稱為“光發(fā)射元件ld2”，并且發(fā)射紅光的光發(fā)射元件1b將被稱為“光發(fā)射元件ld3”。在本示例性實(shí)施方式中，產(chǎn)生更大光量的多模激光器被用作光發(fā)射元件ld2和ld3，這是因?yàn)闉榱嗽黾觭/n比，大光量是必須的。

即，在本示例性實(shí)施方式中，單模激光器被用作用于測(cè)量血流信息的光發(fā)射元件ld1，并且多模激光器被用作用于測(cè)量血氧飽和度的光發(fā)射元件ld2和ld3。

圖8是根據(jù)本示例性實(shí)施方式的活體信息測(cè)量裝置10的示例性框圖。

如圖8所示，活體信息測(cè)量裝置10包括控制器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、光發(fā)射元件ld1至ld3以及光接收元件3。

驅(qū)動(dòng)電路15包括給光發(fā)射元件ld1至ld3提供電力的電力供給電路?？刂破?2向驅(qū)動(dòng)電路14輸出用于控制光發(fā)射元件ld1至ld3的光發(fā)射周期和光發(fā)射時(shí)段的控制信號(hào)。

當(dāng)從控制器12接收到控制信號(hào)時(shí)，驅(qū)動(dòng)電路14根據(jù)由控制信號(hào)指示的光發(fā)射周期和光發(fā)射時(shí)段給光發(fā)射元件ld1至ld3提供電力，以驅(qū)動(dòng)光發(fā)射元件ld1至ld3。

放大電路16放大對(duì)應(yīng)于由光接收元件3接收的光的強(qiáng)度的電壓。這里，例如，光接收元件3輸出對(duì)應(yīng)于所接收光的強(qiáng)度的電壓。另選地，光接收元件3可以輸出對(duì)應(yīng)于所接收光的強(qiáng)度的電流。在這種情況下，放大電路16放大從光接收元件3輸出的電流。

放大電路16具有增益調(diào)整功能并且執(zhí)行增益調(diào)整，使得由放大電路16放大的信號(hào)的電平落入a/d轉(zhuǎn)換電路18的指定輸入范圍內(nèi)。

由放大電路16放大的電壓被輸入到a/d轉(zhuǎn)換電路18。a/d轉(zhuǎn)換電路18數(shù)字化由電壓表示的由光接收元件3接收的光量，并且輸出數(shù)字化的所吸收光的量。

已經(jīng)由a/d轉(zhuǎn)換電路18數(shù)字化的所吸收光的量被輸入到測(cè)量單元20。測(cè)量單元20對(duì)從光發(fā)射元件ld1發(fā)射且由光接收元件3接收的光量執(zhí)行fft，以計(jì)算針對(duì)頻率ω的光譜分布。然后，測(cè)量單元20通過使用光譜分布和頻率ω來測(cè)量血流信息。

已經(jīng)由a/d轉(zhuǎn)換電路18數(shù)字化的所吸收光的量被輸入到測(cè)量單元20。測(cè)量單元20管理從光發(fā)射元件ld2和光發(fā)射元件ld3發(fā)射且由光接收元件3接收的光的量的時(shí)序數(shù)據(jù)。測(cè)量單元20通過使用表達(dá)式(1)計(jì)算從光發(fā)射元件ld2發(fā)射且由活體8吸收的光量的變化δair和從光發(fā)射元件ld3發(fā)射且由活體8吸收的光量的變化δared，并且通過使用表達(dá)式(2)計(jì)算所吸收光的量的變化δared與所吸收光的量的變化δair的比率，測(cè)量氧飽和度。

如圖9所示，光發(fā)射元件ld1至ld3形成在同一半導(dǎo)體基板22上。由此，實(shí)現(xiàn)裝置的尺寸的減小。在本示例性實(shí)施方式中，表面發(fā)射激光器被用作光發(fā)射元件ld1至ld3。另選地，可以使用邊緣發(fā)射激光器。

如上所述，當(dāng)測(cè)量單元20測(cè)量血流信息時(shí)，使用由于差拍信號(hào)導(dǎo)致的光接收量的光譜分布。因此，優(yōu)選地，能夠容易產(chǎn)生差拍信號(hào)的激光裝置被用作光發(fā)射元件ld1。

然而，用于測(cè)量氧飽和度的光不必須是激光束，只要可以計(jì)算所吸收光的量的變化δair和δared即可。因此，均發(fā)射led光束的發(fā)光二極管(led)或有機(jī)發(fā)光二極管(oled)可以用作光發(fā)射元件ld2和ld3。因此，光發(fā)射元件ld2和ld3的組合可以是多模激光器的組合、發(fā)光二極管的組合、多模激光器和發(fā)光二極管的組合中的任一個(gè)。

由此，因?yàn)閱文＜す馄鞅挥糜跍y(cè)量血流信息并且兩個(gè)多模激光器被用于測(cè)量氧飽和度，所以與通過僅使用單模激光束執(zhí)行測(cè)量的情況相比，可以高精度地測(cè)量血流信息和氧飽和度。

接著，將描述光發(fā)射元件ld1至ld3的光發(fā)射圖案。

圖10示出光發(fā)射圖案的示例。以圖10示出的光發(fā)射圖案，控制光發(fā)射元件ld1至ld3連續(xù)地發(fā)射光束。在圖10示出的光發(fā)射圖案中，光發(fā)射元件ld1至ld3的光發(fā)射時(shí)段的長(zhǎng)度例如是相同的。

當(dāng)測(cè)量血流信息時(shí)，因?yàn)橛晒饨邮赵?觀察到的差拍信號(hào)的頻率差δω0在幾十千赫茲的范圍內(nèi)，所以必須使光發(fā)射元件ld1發(fā)射具有高于或等于頻率差δω0的兩倍的頻率的激光束。相反，當(dāng)測(cè)量血氧飽和度時(shí)，測(cè)量所接收光的量的頻率在大約30hz至1000hz的范圍中就足夠了。因此，光發(fā)射元件ld2和ld3的光發(fā)射定時(shí)的頻率在大約30hz至1000hz的范圍中就足夠了。即，不必須使光發(fā)射元件ld2和ld3與光發(fā)射元件ld1的光發(fā)射定時(shí)的頻率同步地發(fā)射光束。光發(fā)射元件ld2和ld3的光發(fā)射定時(shí)的頻率可以低于光發(fā)射元件ld1的光發(fā)射定時(shí)的頻率。

因此，如圖11示出的光發(fā)射圖案，光發(fā)射元件ld2和ld3的光發(fā)射定時(shí)的頻率可以低于光發(fā)射元件ld1的光發(fā)射定時(shí)的頻率。即，光發(fā)射元件ld2和ld3每單位時(shí)間發(fā)射光束的次數(shù)可以小于光發(fā)射元件ld1每單位時(shí)間發(fā)射光束的次數(shù)。

如圖12示出的光發(fā)射圖案中，光發(fā)射元件ld1可以在光發(fā)射元件ld2和ld3停止發(fā)射光束的每個(gè)時(shí)段期間連續(xù)地發(fā)射光束。

當(dāng)測(cè)量脈搏波而不是氧飽和度時(shí)，可以省略光發(fā)射元件ld3。如下測(cè)量脈搏波。例如，脈搏波形和脈搏率通過使用從光發(fā)射元件ld2發(fā)射且由光接收元件3接收的光量來測(cè)量，這是因?yàn)橛晒饨邮赵?接收的光量由于動(dòng)脈的脈動(dòng)而改變。脈搏波通過例如計(jì)算脈搏波形的二次導(dǎo)數(shù)來獲得。脈搏波被用于例如估計(jì)血管年齡或診斷動(dòng)脈硬化。

圖13示出當(dāng)測(cè)量血流信息和脈搏波時(shí)使用的光發(fā)射圖案的示例。以圖13示出的光發(fā)射圖案，控制光發(fā)射元件ld1和ld2連續(xù)地發(fā)射光束。在圖13示出的光發(fā)射圖案中，光發(fā)射元件ld1和ld2的光發(fā)射時(shí)段的長(zhǎng)度是相同的。

如在測(cè)量氧飽和度的情況下，不必須使光發(fā)射元件ld2與光發(fā)射元件ld1的光發(fā)射定時(shí)的頻率同步地發(fā)射光束。光發(fā)射元件ld2的光發(fā)射定時(shí)的頻率可以低于光發(fā)射元件ld1的光發(fā)射定時(shí)的頻率。

因此，如在圖14示出的光發(fā)射圖案中，光發(fā)射元件ld2的光發(fā)射定時(shí)的頻率可以低于光發(fā)射元件ld1的光發(fā)射定時(shí)的頻率。即，光發(fā)射元件ld2每單位時(shí)間發(fā)射光束的次數(shù)可以小于光發(fā)射元件ld1每單位時(shí)間發(fā)射光束的次數(shù)。

如在圖15示出的光發(fā)射圖案中，光發(fā)射元件ld1可以在光發(fā)射元件ld2停止發(fā)射光束的每個(gè)時(shí)段期間連續(xù)地發(fā)射光束。

在上述示例性實(shí)施方式中，活體信息測(cè)量裝置10被用于測(cè)量血流信息、氧飽和度和脈搏波。然而，活體信息測(cè)量裝置10可以用于測(cè)量血液成分(血糖水平等)、血壓等。

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示出和說明的目的。不旨在是詳盡的，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。選擇和描述實(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，以及各種變型例適合于所設(shè)想的具體用途。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。