CN103957793A - 测量装置、测量方法、程序和记录介质 - Google Patents

Abstract

根据本发明的测量装置包括光源、检测单元和分析单元，光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光，检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案，并且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，并且分析单元利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动的信息。

Description

测量装置、测量方法、程序和记录介质

技术领域

本公开涉及测量装置、测量方法、程序和记录介质。

背景技术

医学领域中采用用于测量脉搏波形(动脉脉动波形)的很多方法。脉搏波形在其形状上分析以用于检查循环系统(例如测量动脉硬化程度或测量应力)且用于脉搏血氧仪(动脉氧饱和度测量装置)等。

其中，非常广泛地采用称为光电体积描记术的技术，该技术是以非入侵和经由皮肤方式用于测量脉搏波形的技术而不用抽血或穿刺(例如，见下面的专利文件1)，因为它可易于进行测量而没有在人体上加载。

采用光电体积描记术的脉搏血氧仪利用氧络血红蛋白吸收红外光(例如，具有约940nm的波形)以及还原血红蛋白吸收红光(例如，具有约660nm的波形)的特性根据测量的脉搏波形决定氧饱和度。就是说，具有两个波长的光辐射在人体上以测量各波长上光吸收的程度，每个血色素的相对浓度根据最终光吸收程度计算，并且氧饱和度从最终的相对浓度计算。

存在两种类型采用光电体积描记术的脉搏血氧仪，包括透射脉搏血氧仪和反射脉搏血氧仪，透射脉搏血氧仪用于夹着手指作为光源和光检测器之间要测量的位置，反射脉搏血氧仪中光源和光检测器设置在例如手指要测量的任何一侧。

引用列表

专利文件

专利文件1：JP2003-135434A

发明内容

技术问题

关于如上所述的采用光电体积描记术的两种类型的脉搏血氧仪，透射式的优点是获得稳定的脉搏波形，但是要测量的位置需要紧紧地夹着，以便保持光学稳定性，并且因此其长时间使用导致在使用者上增加负荷。另一方面，反射脉搏血氧仪仅接触人体的任何一侧，从而可以以使用者上很低的负荷进行测量，但是缺点是光效率低，因此难以获得具有足够精度的脉搏波形。

因此，本公开提出了一种在上述环境下能以高精度测量脉搏波形而减小使用者的负荷的测量装置、测量方法、程序和记录介质。

解决问题的技术方案

根据本公开，所提供的测量装置包括：光源，其朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；检测单元，其中多个传感器规则地设置成预定的设置方案，并且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光；以及分析单元，利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

此外，根据本公开，所提供的测量方法包括：朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种测量光；用检测单元检测从光源发出且通过该活体的该测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案；以及利用所检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

此外，根据本公开，所提供的程序使计算机与测量装置通讯，该测量装置包括光源和检测单元，该光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种类型的测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，以实现利用该检测单元检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理的分析功能，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

此外，根据本公开，所提供的记录介质在其中记录程序，该程序用于导致计算机与测量装置可通讯，该测量装置包括光源和检测单元，该光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种类型的测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，以实现利用该检测单元检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理的分析功能，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

此外，根据本公开，提供一种测量装置，包括：光源，其朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；检测单元，其用传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，该传感器包括微透镜阵列，其中多个透镜规则地设置成栅格形状；以及分析单元，利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息，并且计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形。

此外，根据本公开，提供一种测量方法，包括：朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；用传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，该传感器包括微透镜阵列，其中多个透镜规则地设置成栅格形状；以及利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息，并且根据该测量光的光量的时间变化计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形作为伴随该活体活动的脉动信息。

根据本公开，朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发射属于预定波长带的至少一种测量光，从光源发出且通过活体的测量光由传感器检测，该传感器中多个传感器规则地设置成预定的设置方案，并且利用检测的检测结果，根据检测的测量光的光量的时间变化从测量区域规定测量位置，该测量位置用于测量伴随活体活动的脉动信息。

本发明的有益效果

根据如上所述的本公开，能以高精度测量脉搏波形，同时减小使用者的负荷。

附图说明

图1是示出示范性人体皮肤结构模型的说明性视图；

图2A是示出一般脉搏血氧仪结构的说明性视图；

图2B是示出一般脉搏血氧仪结构的说明性视图；

图3是用于说明扩展朗伯-比尔定律的说明性视图；

图4是示出氧络血红蛋白和还原血红蛋白的示范性光吸收光谱的图线；

图5是示出活体皮肤组织和光吸收程度之间关系的说明性视图；

图6是示出根据本公开第一实施例的测量装置的示范性结构的模块图；

图7是示出设置在根据实施例的测量装置中的示范性测量单元的说明性视图；

图8是设置在根据所述实施例的测量装置中的示范性测量单元的说明性视图；

图9是示出设置在根据所述实施例的测量装置中的示范性测量单元的说明性视图；

图10A是用于说明根据所述实施例的测量装置的说明性视图；

图10B是用于说明根据所述实施例的测量装置的说明性视图；

图11是用于说明根据所述实施例的测量装置的说明性视图；

图12是用于说明根据所述实施例的测量装置的说明性视图；以及

图13是示出根据本公开的所述实施例的测量装置的示范性硬件结构的模块图。

具体实施方式

在下文中，将参考附图对本公开的优选实施例进行说明。应注意，在该说明书和附图中，基本上具有相同功能和结构的元件用相同的附图标记表示，并且省略重复的说明。

说明将以下面的顺序进行。

(1)人体皮肤结构模型

(2)脉搏血氧仪的原理

(3)第一实施例

(4)根据本公开实施例的测量装置的硬件结构

(5)结论

人体皮肤结构模型

在描述根据本公开实施例的测量装置、测量方法、程序和记录介质前，将参考图1简要描述为人体皮肤结构建模的皮肤结构模型。图1是示出示范性人体皮肤结构模型的说明性视图。

如上所述，已经开发了一种技术用于用非侵入式光学测量方法测量存在于人体中的血液和体液成分，例如，葡萄糖、白蛋白、晚期糖基化终产物(Advanced Glycation Endproducts，AGEs)、胆固醇以及氧络/还原血红蛋白。

如何建模人体皮肤结构对于分析测量数据是重要的。示范性人体皮肤结构模型是如图1所示的3-层模型。

图1所示的3-层模型是这样的，皮肤的角质层下的皮下组织建模为表皮层、真皮层和皮下脂肪三层。在3-层模型中，尽管取决于个人，但是角质层从体表向内相当于约0.01至0.02mm，表皮层距体表相当于约0.04至0.15mm，真皮层距体表相当于约1至4mm，并且皮下脂肪距体表相当于几个毫米至几个厘米。

在皮肤结构中，毛细血管存在于真皮层中，各种血液成分例如氧络血红蛋白和还原血红蛋白存在于毛细血管中，并且脂肪细胞主要存在于皮下脂肪中。因此，需要考虑的皮肤结构模型对于用非侵入式光学测量法测量各成分是重要的。

然而，人体皮肤结构，或者皮肤结构中包含的各种成分随着被测量人的时间变化、肥胖、晒黑、人种差异、性别、和体质等而变化，并且主要取决于个人的特征。因此，基于皮肤结构模型的人体成分非侵入式测量法很大程度上受到图1所示皮肤结构模型的变化的影响。

因此，优选规定适当的检测位置且在每个被测人的规定检测位置检测脉搏波形，以便以高精度检测由动脉脉动导致的脉搏波形。因此，本发明人根据上述情形已经急切地研究了能以高精度测量脉搏波形而减轻使用者负担的技术。因此，本发明人已经实现了根据下面描述的本公开实施例的测量装置和测量方法。

脉搏血氧仪的原理

接下来，在说明根据本公开实施例的测量装置、测量方法、程序和记录介质前，将参考图2A、图2B和图3简要描述采用光电体积描记法的一般脉搏血氧仪。图2A和图2B是示出一般脉搏血氧仪的结构的示意图。图3是用于说明扩展朗伯-比尔定律的示意图。

脉搏血氧仪是用于测量经皮血氧饱和度(称为SpO2)的装置。脉搏血氧仪包括一般脉搏波形测量装置作为部件。

在脉搏血氧仪中，与测量探针连接的光吸收度测量单元测量生物信息。测量探针由如图2A和图2B所示的光源和光探测器构成，并且定向为测量活体的光吸收的时间变化。测量探针测量的光吸收的测量结果输出到频率滤波器，并且动脉脉动产生的频率成分(下面将简称为“脉动成分”)在频率滤波器中分离出来。此后，根据分离的脉动成分的振幅计算氧饱和度。计算出的氧饱和度输出到用户。

在脉搏血氧仪中，需要具有多个波长的光用于向活体照射的光(入射光)。因此，多个光源设置在测量探针中，并且以时分方式切换使用。波长带属于红光至红外光的光在很多情况下用于入射光，因为它易于到达活体内部。

关于脉搏血氧仪中的测量探针，如图2A和图2B所示，入射光从光源照射在活体的皮肤表面上，并且从活体发出的在活体中反射或者漫射后的出射光由光检测器检测。在图2A所示的透射式脉搏血氧仪中，光源和光检测器设置为跨过活体的一部分(例如手指)而彼此相对，并且光检测器检测通过活体并在其中漫射的出射光。在图2B所示的反射式脉搏血氧仪中，光源和光检测器设置在活体的一部分的同一侧，并且在活体中反射或漫射后基本上以U状传播的光由光检测器检测。此时，入射光部分地被动脉、静脉或活体中存在的其它身体组织吸收，并且作为出射光被观测。

脉搏血氧仪利用扩展朗伯-比尔定律以便关联测得的实际数据与由于感兴趣的生物体内成分(或氧络血红蛋白或还原血红蛋白)引起的光吸收量。脉搏血氧仪根据活体或者扩散光的物体(光散射体)考虑光在活体内的传播，从而不能采用没有考虑散射/漫射效果的一般朗伯-比尔定律。因此，脉搏血氧仪利用下面方程11中描述的扩展朗伯-比尔定律，因此分析所产生的测量数据。下面参考图3简要描述扩展朗伯-比尔定律。

[数学式1]

$A\left(\mathrm{\λ}\right)=-\log \frac{I\left(\mathrm{\λ}\right)}{I_0\left(\mathrm{\λ}\right)}=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{A}_i\left(\mathrm{\λ}\right)+G\left(\mathrm{\λ}\right)=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\ϵ}}_i\left(\mathrm{\λ}\right)C_i{l}_i\left(\mathrm{\λ}\right)+G\left(\mathrm{\λ}\right)$ …方程11

其中，在上面的方程11中，

λ：相关光的波长,

A(λ)：具有波长λ的光吸收度，

I₀(λ)：入射在散射体中的波长λ的光强，

I(λ)：通过散射体的具有波长λ的光的检测强度，

G(λ)：波长λ的光由于散射引起的衰减量，以及

ε_i(λ)：波长λ的光在物质i中的光吸收系数，其对某种物质是一定的。

C_i：物质i的浓度，以及

I_i：当波长λ的光在物质i中传播时的平均光程长度。

这里假设扩展朗伯-比尔定律应用于具有图3所示层结构的散射体。下面，用于规定层的下标描述为i，并且层i中包含的物质数量用角标j表示。用于具有图3所示层结构的散射体的扩展朗伯-比尔定律可以用下列方程12和方程13表示。

[数学式2]

$A\left(\mathrm{\λ}\right)=-\log \frac{I\left(\mathrm{\λ}\right)}{I_0\left(\mathrm{\λ}\right)}=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{A}_i\left(\mathrm{\λ}\right)+G\left(\mathrm{\λ}\right)=\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\ϵ}}_i\left(\mathrm{\λ}\right)C_i{l}_i\left(\mathrm{\λ}\right)+G\left(\mathrm{\λ}\right)$    (方程12)

$A_i\left(\mathrm{\λ}\right)=\underset{j}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{ij}}\left(\mathrm{\λ}\right)C_{\mathrm{ij}}{l}_i\left(\mathrm{\λ}\right)$    (方程13)

其中，在方程12和方程13中，

λ：相关光的波长,

A(λ)：具有波长λ的光吸收度，

I₀(λ)：入射在散射体中的波长λ的光强，

I(λ)：通过散射体的具有波长λ的光的检测强度，

G(λ)：由于波长λ的光散射引起的衰减量，以及

ε_i(λ)：波长λ的光在层i中的光吸收系数，

C_i：层i中包含的物质的浓度，

I_i：当波长λ的光在层i中传播时的平均光程长度，

ε_ij(λ)：波长λ的光在层i中包含的物质j中的光吸收系数，以及

C_ij：层i中包含的物质j的浓度。

这里，感兴趣的生物体内成分的光吸收系数可通过在先测量感兴趣的生物体内成分的吸收光谱或者从已知数据库获取数据确定。因此，感兴趣的生物体内成分的光吸收系数可利用该数据处理为已知量。方程12中最左侧是脉搏血氧仪测量的每个波长的实际测量数据。

对于脉搏血氧仪中感兴趣的血液中的血红蛋白，光吸收度由于存在与氧的结合而变化，并且光吸收度取决于如图4所示的要观察的波长而不同。因此，在多个波长上测量光吸收度，因此发现没有与氧结合的还原血红蛋白(Hb)和氧络血红蛋白(HbO2)之间的比率。

氧络血红蛋白在血液中包含的总血红蛋白中的比率称为血液氧饱和度。动脉的氧饱和度SaO2对于生物信息特别有帮助，并且氧饱和度SaO2可以以下面的方程14计算。上述的SpO2是经由皮肤测量的SaO2。

[数学式3]

${\mathrm{SaO}}_2=\frac{C_{\mathrm{HbO}2}}{C_{\mathrm{HbO}2}+C_{\mathrm{Hb}}}$ …方程14

在方程14中，

SaO2：动脉的氧饱和度，

C_HbO2：氧络血红蛋白的浓度，以及

C_Hb：还原血红蛋白的浓度。

如上所述，脉搏血氧仪中的测量探针的光检测器检测的出射光在体内的入射光反射/散射过程中被身体组织或血液成分吸收。分析出射光的强度，从而计算SpO2，但是SpO2是动脉的氧饱和度，并且因此动脉血液之外的任何其它成分引起的光吸收作用需要从出射光排除。

导致入射光的光吸收的成分大体可分为三种，例如，如图5所示的动脉血液、静脉血液和其它身体组织。此时，出射光经受下面方程15所示的光吸收。

[数学式4]

${\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}}=\log \left(\frac{I_0^{\mathrm{\λ}}}{I^{\mathrm{\λ}}}\right)={\mathrm{\ϵ}}_t^{\mathrm{\λ}}{C}_t{d}_t+{\mathrm{\ϵ}}_v^{\mathrm{\λ}}{C}_v{d}_v+({\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}}{C}_{\mathrm{Hb}}+{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}}{C}_{\mathrm{HbO}2})d_a+B_S$ …方程15

在方程15中，

λ：波长，

ε：光吸收系数,

C：浓度，以及

d：光程长度。

在方程15中，最右侧中的第一项表示非血液成分导致的光吸收，最右侧中的第二项表示由静脉血液导致的光吸收，最右侧中的第三项表示由动脉血液导致的光吸收，并且最右侧中第四项表示由活体中的漫射导致的光吸收。

脉搏血氧仪利用下述事实：脉动仅在三个元素中的动脉中观察到，并且将动脉血液的光吸收与其它元素分离。就是说，在时间上区分方程15从而去除由于没有脉动(或者没有时间的变化)的静脉和其它身体组织引起的光吸收效果。区别操作对应于在信号处理中由频率滤波器去除DC成分，并且除了脉搏波形提取处理外没有别的。

在方程14中，用于计算SaO2的两个未知数是还原血红蛋白浓度(C_Hb)和氧络血红蛋白浓度(C_HbO2)，并且因此需要同时获得两个测量结果以便确定两个未知数。因此，脉搏血氧仪采用至少两个波长进行测量。

假定下列情况，其中用波长为λ1和λ2的两种入射光进行测量，并且发现出射光强度的时间变化ΔOD^λ1和ΔOD^λ2。在此情况下，由两个波长测量的出射光强度的时间变化可由下面来自方程15的方程16表示。因此，未知的血红蛋白浓度(C_Hb)和氧络血红蛋白浓度(C_HbO2)可利用血红蛋白和氧络血红蛋白的光吸收系数和测量结果按照下面的方程17进行计算。

[数学式5]

$\left[\begin{array}{cc}{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}1}& {\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}1}\\ {\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}2}& {\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}2}\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{C}_{\mathrm{Hb}}\\ C_{\mathrm{HbO}2}\end{array}\right]=\frac{1}{\mathrm{\Δ}{d}_a}\left[\begin{array}{c}\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}1}\\ {\mathrm{\ΔOD}}^{\mathrm{\λ}2}\end{array}\right]$    (方程16)

$\left[\begin{array}{c}{C}_{\mathrm{Hb}}\\ C_{\mathrm{HbO}2}\end{array}\right]=\frac{1}{\mathrm{\Δ}{d}_a}{\left[\begin{array}{cc}{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}1}& {\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}1}\\ {\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}2}& {\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}2}\end{array}\right]}^{-1}\left[\begin{array}{c}{\mathrm{\ΔOD}}^{\mathrm{\λ}1}\\ \mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}2}\end{array}\right]$    (方程17)

因此，当方程17代入方程14时，获得下面的方程18。在下面的方程18中，参数α、β和Φ来自下面的方程19a至19c。

[数学式6]

$\begin{array}{c}{\mathrm{SaO}}_2=\frac{C_{\mathrm{HbO}2}}{C_{\mathrm{HbO}2}+C_{\mathrm{Hb}}}\\ =\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}1}\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}2}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}2}\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}1}}{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}1}\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}2}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}2}\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}1}}\\ =\mathrm{\α}+\mathrm{\β}\·\frac{{\mathrm{\ΔOD}}^{\mathrm{\λ}1}}{\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}2}}\\ =\mathrm{\α}+\mathrm{\β}\·\mathrm{\Φ}\end{array}$    (方程18)

$\mathrm{\α}=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}1}}{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}1}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}1}}$    (方程19a)

$\mathrm{\β}=\frac{-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}2}}{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{Hb}}^{\mathrm{\λ}1}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{HbO}2}^{\mathrm{\λ}1}}$    (方程19b)

$\mathrm{\Φ}=\frac{\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}1}}{\mathrm{\Δ}{\mathrm{OD}}^{\mathrm{\λ}2}}$    (方程19c)

由方程18的最后侧清楚可见，SaO2的值作为与参数Φ成比例的函数给出。参数Φ是如方程19c以波长λ1和λ2测量的脉搏波形振幅之比。参数α和β可理论上从方程19a和方程19b或者如图4所示的血红蛋白的光吸收系数计算，但是在很多情况下，需要根据事先实验获得的转换表表进行校准。这是因为这样做可以纠正朗伯比尔定律建立的条件和活体中的实际条件之间的差异。

该方法是脉搏血氧仪的操作原理，并且脉搏血氧仪利用具有两个波长的测量结果，从而计算动脉的氧饱和度SpO2。

第一实施例

测量装置的结构

下面，将参考图6至12详细描述根据本公开第一实施例的测量装置和测量方法。图6是示出根据本实施例的测量装置10的结构的模块图。图7至图9是示出设置在根据本实施例的测量装置10中的示范性测量单元的说明性视图。图10至图12是用于说明根据本实施例的测量装置10的说明性视图。

首先，将参考图2详细描述根据本实施例的测量装置10的总体结构。

根据本实施例的测量装置10利用具有预定波长的光测量作为测量目标的活体B的至少一部分，并且根据所获得的测量结果从测量区域规定测量位置用于测量伴随活体活动的脉动信息。根据本实施例的测量装置10可利用所获得的测量结果计算伴随活体活动的脉动信息(例如，关于脉搏波形的信息、关于氧饱和度的信息或根据该信息能间接计算的信息)。

测量装置10主要包括用于测量活体B中测量区域的测量单元101、控制单元103、分析单元105和存储单元107，如图6所示。

测量单元101

首先，将参考图7至9具体描述根据本实施例的测量单元101的结构。根据本实施例的测量单元101由光源111和检测单元113构成，如图7所示。

光源

光源111朝着活体B的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光。光源111设置在预定框架F中，从而测量光的发光面与活体B相对。

从光源111发出的测量光的波长可根据需要基于感兴趣的生物体内成分设定，并且例如可采用约940nm波长的近红外光测量氧络血红蛋白且可采用约660nm波长的红光测量还原血红蛋白。光源111发出波长为940nm和950nm的光，因此知晓脂肪存在于皮下组织中。光源111发出波长为568nm、580nm、660nm和890nm的光，因此知晓黑色素。光源111发出波长为1400nm至2200nm的光，因此知晓葡萄糖。例如，以时分方式从光源111发出多个波长的光。

上述各种波长仅为示范性的，并且从根据本实施例的测量装置10中的光源111发出的光不限于上述示例。

例如，光源111可采用发光二极管(LED)或小尺寸激光器等，并且提供一个或多个这样的发光装置用于光源111。

光源111由后面描述的控制单元103根据测量光的发射时间和要发射的测量光强度等进行控制。

其中设置光源111的框架F的形状没有特别限定，但是如图7所示的壁提供在光源111和稍后描述的检测单元113之间，从而该壁可用作光屏蔽壁，用于防止从光源111发出的光进入检测单元113。

检测单元

设置在根据本实施例的测量装置10中的检测单元113以预定的设置方案将多个传感器设置在其中，并且定向为用传感器检测从光源111发出且通过活体B的测量光。换言之，根据本实施例的检测单元113构造为所谓的多抽头传感器。图7示出了利用微透镜阵列(micro lens array,MLA)的传感器作为示范性检测单元113。

例如，如图7所示，设置在根据本实施例的测量装置10中的检测单元113主要包括透明基板121、第一光屏蔽123、微透镜阵列125、第二光屏蔽129、孔径(光阑)131和传感器133，透明基板121能传输光源111发射的测量光所属于的波长带的光。

透明基板121位于活体B被检测部分的位置。透明基板121由能透过测量过程中所用波长的光的基板形成。当从光源111发射且通过活体B内部的测量光通过透明基板121时，其方向性由第一光屏蔽123控制。

第一光屏蔽123用作方向性控制板，用于控制通过透明基板121的测量光的方向性，并且设置在稍后描述的微透镜阵列125中彼此相邻的微透镜127之间的边界处。第一光屏蔽123设置为使入射在每个微透镜127中的测量光的方向性可控制，这使得能够进行更加精确的测量。通过第一光屏蔽123的测量光被引导到微透镜阵列125。

微透镜阵列125由如图7的上部所示的作为光接收透镜的多个微透镜127构造，并且每个微透镜127以栅格形状设置在预定基板上的x方向和y方向上。每个微透镜127引导入射在微透镜127中的测量光至下文描述的传感器133。微透镜阵列125具有很小的场曲率且没有深度方向上的畸变。这样的微透镜阵列125因此用于获得更好的测量数据。即使活体B呈现在很近的距离内，构成微透镜阵列125的每个微透镜127的景深也设定为由根据本实施例的测量装置10覆盖感兴趣的皮肤结构(例如，聚焦到距体表几个毫米至几十毫米的深度)。

设置在根据本实施例的微透镜阵列125中的微透镜127的数量不限于图7的上部所示的示例。设置在根据本实施例的微透镜阵列125中的微透镜127的数量可根据要摄取的活体的尺寸或者传感器133的尺寸自由设定。

入射在微透镜阵列125中的测量光聚焦在微透镜127中以将图像形成到稍后描述的传感器133。

这里，第二光屏蔽129提供在彼此相邻的微透镜127之间的边界处，位于微透镜阵列125在传感器133侧的面上。第二光屏蔽129和孔径(光阑)131能使通过微透镜阵列125的测量光的定向受控，并且能使入射在每个微透镜127中的光与入射在相邻微透镜127中的光分开。因此，根据本实施例的测量装置10可选择聚焦在传感器133中的测量光。

根据本实施例的测量装置10设置有如上所述的各种光屏蔽或者孔径，从而光入射在每个微透镜127中的入射角收到限制，因此防止由身体散射导致的微透镜127之间的串扰。防止了微透镜127之间的串扰，因此获得来自传感器像素的信号，该传感器像素对应于微透镜阵列125中设置的微透镜127当中的某些微透镜127(或者信号对应于测量区域中的局部位置)，因此提高了由下面描述的传感器133测得的数据的时间分辨率和空间分辨率。

传感器133检测图7的上部所示的xy平面中每个位置的测量光强度。传感器133将由光检测器(PD)等接收的测量光强度转换成电信号以输出到稍后描述的分析单元105。传感器133可采用2D区域传感器，例如，光电二极管、CCD(电荷耦合装置)图像传感器、CMOS(互补金属氧化物半导体)图像传感器、采用有机EL作为光接收装置的传感器或者TFT(薄膜晶体管)图像传感器。测量装置10可安装有1D传感器，例如在x轴方向上的线传感器，作为图8所示传感器的简化方式。

在一个微透镜127之下设置一个或多个像素，并且当多个像素设置为对应于一个微透镜127时，稍后描述的控制单元103或软件进行控制，使得不存在由微透镜127和物体之间的距离导致的无效像素。

例如，传感器133由稍后描述的控制单元103根据扫描时间等进行控制，并且可将在图7的上部的任何位置的检测强度输出到分析单元105。

上面，已经参考图7和8详细地描述了根据本实施例的测量单元101的结构。

测量单元要测量的数据

下面，将参考图9详细描述根据本实施例的测量单元101要测量的数据(测量数据)。

如参考图1所描述，人类皮肤可从皮肤表面开始分类成表皮层、真皮层和皮下脂肪的三层。三个区域在光学特性上是不同的，并且在厚度上是彼此不同的。由真皮的散射系数为约27mm^-1和脂肪的散射系数为约12.6mm^-1的事实清楚可见，人体是散射光的极好介质。因此，皮肤结构的全面光学特性有很大不同，取决于个人差异或者皮肤结构的厚度比的时间变化。表皮中包含的黑色素是降低光透射率的一个因素。

从光源111发出且入射在活体B中的测量光在活体B内散射而基本上以图9所示的U状传播，并且由设置在一定位置的检测单元检测。此时，如图9示意性所示，远离光源111的检测单元可检测深度散射且返回到身体表面的测量光。就是说，在图9中，在x轴方向远离光源111的传感器(例如，位于图9中右侧的传感器)可检测穿透较深的测量光。假设光源111和感兴趣的传感器之间的隔离距离为L，则测量的深度可为约L/2。测量光具有特定波长的能量由于光程上存在的生物体内成分的不同而被吸收，并且其强度根据光传播的距离(光程距离)的长度而衰减。

这样，关于其中测量光的通道基本上为U状的反射测量装置，要搜索的光学深度作为光学信号在动脉中获得血流变化中变化很大。因此，良好的信号获得物取决于血管位置和血管位置的实际深度是否包含在测量光的基本上U状通道中。

根据本实施例的测量装置10可独立地提取从采用微透镜阵列的传感器中获得的信号。因此，如下所述，分析来自每个微透镜阵列的输出波形，因此精确地选择对应于具有所需深度的信号的传感器和光源之间的距离。

在图2A和图2B所示的一般脉搏血氧仪中，当在手指或耳垂进行测量时，光源和光检测器其间存在约10mm的距离，并且因此来自光源的光有效地在手指或耳垂处漫射。光检测器仅测量附加有区域扩散的结果。这样获得的测量数据是导致在时间轴方向上的分辨率极大恶化的因素。另一方面，在诸如根据本实施例的测量装置10之类的反射装置中，距待测物体的距离可减小到几个毫米，并且根据本实施例的测量装置10可检查MLA光学系统中微小区域上的变化。活体中用作测量区域的位置按照区域包括可获得良好测量数据(例如，良好的脉搏波形)的位置以及不存在动脉的无效区域，但是根据本实施例的测量装置10可独立地获得从很多微透镜得到的信号且用其进行处理，并且因此稍后描述的分析单元105和控制单元103彼此协作，因此自动地调整血管位置上的差别。因此，根据本实施例的测量装置10可提取具有非常高时间分辨率的脉搏波形。

根据伴随感兴趣的活体的活动的脉动信息，例如，氧饱和度，具有多个波长的光可用作测量光，但是已经知晓人类皮肤中的光学可侵入深度例如在红外光和红光之间是不同的。例如，波长为700至1000nm的光主要被散射，但是可见光或者波长为1000nm或更大的光主要被吸收，并且因此这些光难以很深地进入活体。因此，例如，波长为660nm的红光具有经过比波长为940nm的红外光(近红外光)浅的部分返回到传感器的特性。因此，同样采用根据本实施例的测量装置10，在MLA中距动脉的最佳距离可能发生波长依赖性。在根据本实施例的测量装置10中，稍后描述的分析单元105根据来自MLA的信号的振幅分析距离的差别，因此能使用于调整由波长引起的深度差的MLA的位置在每个波长上得到优化。

控制单元103

返回到图6，对设置在根据本实施例的测量装置10中的控制单元103进行描述。

控制单元103例如由CPU(中央处理器)、ROM(只读存储器)或RAM(随机存取存储器)等实现。控制单元103控制为驱动设置在测量单元101中的光源111和传感器133等，因此管控测量单元101中对活体B的全部测量过程。更具体而言，控制单元103控制传感器的驱动，例如，传感器133的扫描定时或者传感器133的选择，用于获得基于预定的同步信号等的信息。此外，控制单元103为测量光的发射定时或强度控制光源111的驱动。

控制单元103控制上述驱动从而测量单元101的光源111能以时分方式发射具有不同波长的测量光，并且可以以时分方式在传感器133上的任何位置获得测量数据。

由控制单元103控制其驱动的测量单元101测得的测量数据输出到稍后描述的分析单元105，其中对测量数据进行分析。

这里，在控制测量单元101时，控制单元103可以指记录在稍后描述的存储单元107中的各种程序、参数和数据库等。

分析单元105

设置在根据本实施例的测量装置10中的分析单元105例如由CPU、ROM或RAM等实现。分析单元105利用测量单元101中的检测单元113检测的检测结果并根据检测到的测量光光量的时间变化执行从测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随活体的活动的脉动的信息。

采用图2A和图2B所示的一般测量装置，通过仅提取由一个传感器附加的结果，对由于在指尖或耳垂中的每个小静脉观测的血流引起的时间变化的组进行分析。因此，如图2A和图2B所示的一般测量装置导致下面的缺点：

在存在无效静脉血液的区域中或者在很少分布动脉的区域中随着信号附加信号噪声比(S/N)变坏；

由于附加(结合)在时间相位上不同的波形导致信号波形变坏；以及

由于宽范围数据的整体附加导致波形的时间分辨率变坏。

另一方面，通过将微透镜阵列光学系统作为测量单元101的光学系统，根据本实施例的测量装置10可选择且从对应于每个微透镜的传感器像素获取不同测量位置的具有不同波形的信号获得具有各种波形的信号。根据本实施例的分析单元105利用由于皮下反射散射使每个显微透镜和光源之间的隔离距离与返回深度(或者测量深度)有很大关系的事实执行下面的处理。

基于微小区域中的血流的变化获得适当的脉搏波形数据；

根据每个人血管位置或深度不同调整适当的数据获得位置；

由于每个波长不同的返回光在深度上的变化分别分析效果，并且从正确位置获得脉动的亮度上变化；

根据本实施例的分析单元105结合微小区域中的波形结果，因此获得更好的脉搏波形。

在要发现诸如脉动的周期性成分时，根据本实施例的分析单元105从可获得脉搏波形的最大振幅的微透镜位置选择信号。另一方面，该波形可能不适合于该方法，并且因此分析单元105可采用下面的方法以便发现适合的波形。

根据本实施例的测量装置10可如上所述分别获得且利用从对应于每个微透镜的像素获得的数据(测量区域中微小区域的数据)。分析单元105根据从对应于每个微透镜的像素(或者像素组)获得的微小区域中数据的时间变化，从测量区域规定测量位置，该测量区域用于测量伴随活体活动的脉动信息(下面简称为脉动信息)。

就是说，根据本实施例的分析单元105可根据微小区域中的数据的时间变化计算感兴趣的微小区域中的脉搏波形数据。分析单元105利用事先测量的脉搏波形(例如由其它测量装置测得的数据等)计算事先测量的脉搏波形和每个微小区域中脉搏波形数据之间的相似度。分析单元105可计算相关系数作为表示两个波形之间相似度的评估值，或者可计算绝对差和(sum ofabsolute difference,SAD)或平方差和(sum of squared difference,SSD)等。当计算的相似度是预定的阈值或更大(就是说，决定了两个波形是相似的)时，分析单元105可规定给出相似度的微小区域作为适合于测量脉动信息的测量位置。

因此，分析单元105可根据感兴趣的脉动信息的类型例如给出脉搏波形适当振幅的一组微小区域或者给出适当脉搏波形的一组微小区域自动规定适合于测量的测量位置。例如，当根据测量装置10的测量结果确定活体的心率时，给出适当脉搏波形振幅的该组微小区域可用作有益的测量位置。当获得心率之外的脉动信息的知识时，给出适当脉搏波形的该组微小区域可用作有益的测量位置。

当从测量单元101输出的测量数据用于处理时，根据适合于获得这样获得的脉动信息的测量位置上的信息，根据本实施例的分析单元105可选择数据。此外，根据本实施例的分析单元105可将测量位置上这样获得的信息反馈回到控制单元103。因此，控制单元103可有效地控制测量单元101。

如前所述，根据用作光源的光的波长，可改变适合于获得脉动信息的测量位置，但是根据本实施例的分析单元105执行用作光源的光的每个波长的分析处理，并且因此可对于测量光的每个波长规定适合于获得脉动信息的测量位置。

这样，通过根据本实施例的测量装置10对测量位置进行分析处理，根据本实施例的分析单元105可自动调整用于获得脉动信息的测量位置。因此，例如，甚至在测量区域为图10A所示的手指时或者甚至在测量位置是如图10B所示仅在宽广的测量区域的一部分上存在动脉的位置时，也可自动规定有效测量区域。因此，甚至在活体不接触在测量装置10的特定位置时，根据本实施例的测量装置10也能进行适当的测量。根据本实施例的测量装置10的功能安装在各种便携式装置上，例如，移动电话和便携式平板电脑，因此如果使用者仅握住便携式装置就能测量脉动信息。

根据本实施例的分析单元105利用如上所述规定的测量位置上的数据执行分析处理，因此进一步计算脉动信息的各种项目(例如，脉搏波形自身、氧饱和度以及能从该信息二次计算的信息)。

就是说，分析单元105根据从适当测量位置获得的测量数据的时间变化跟踪传感器检测的光量或光亮度的时间变化，因此获得源自动脉脉动的脉搏波形。

此外，分析单元105可利用方程18至方程19c表示的算数公式根据从适当测量位置获得的测量数据计算动脉血液的氧饱和度SpO2。

分析单元105可通过另外利用由分析处理获得的脉搏波形数据进一步计算二次信息，例如AI值(Augmentation Index，AI，增强指数)或脉冲波速度(Pulse Wave Velocity,PWV)。用于计算二次信息的方法没有特别限定，并且因此可采用已知的方法。

此外，分析单元105可利用从适当测量位置获得的测量数据通过用已知的方法进行多元分析而测量各种物质浓度，例如黑色素的成分量或者血液中诸如葡萄糖、白蛋白和胆固醇的成分量。

例如，根据本实施例的分析单元105可在距光源基本上相同的距离增加从对应于微透镜组的像素获得的检测信号，因此增加了信号强度，如图11所示。如图11所示，传感器对应于基本上距光源相同距离位置的水平像素以彼此相同的相位检测测量的数据。因此，如图11所示，从水平线获得的检测信号被集成，因此提高了信号强度。

在集成多个信号(换言之，结合了多个信号)时，如果时间轴移动，则该信号可能相互抵消，并且时间分辨率可能变坏。因此，在结合多个信号时，根据本实施例的分析单元105纠正时间轴以匹配信号波形(例如脉搏波形)的顶部或底部位置，然后如图12所示执行信号集成处理。

传感器设置为使图11所示的垂直扫描方向(或者垂直同步方向)垂直于其中设置多个光源的方向，因此不仅在采用CCD的情况下，即使在采用CMOS传感器的情况下匹配时间轴。当垂直扫描方向与光源设置方向平行时，增加垂直方向上的时间轴不同的像素，并且因此时间分辨率变坏。因此，希望将垂直扫描方向设定为垂直于光源设置方向。

根据本实施例的分析单元105不仅可结合具有相同相位的信号，而且可结合具有不同相位的信号(例如从图11中的不同垂直扫描方向上的像素获得的信号)，因此执行各种分析处理。还是在此情况下，分析单元105用图12所示的方法适当地纠正时间轴，并且防止信号相互抵消，因此执行合成处理。

已经参考图10至图12详细描述了根据本实施例的分析单元105。

存储单元107

返回到图6，将描述根据本实施例的测量装置10中提供的存储单元107。

存储单元107由设置在根据本实施例的测量装置10中的RAM或存储装置等实现。存储单元107在其中存储关于用于分析单元105中分析处理中光吸收光谱和各种数据库查询表等的数据。存储单元107在其中可存储由根据本实施例的测量单元101测量的测量数据以及根据本实施例的控制单元103或分析单元105执行的处理所用的各种程序或参数或数据项等。除了上述数据外，存储单元107可根据需要存储测量装置10的任何处理需要存储的各种参数和处理程序等。诸如测量单元101、控制单元103或分析单元105的每个处理单元可自由访问存储单元107，并且可写入数据在存储单元107中或从其读取数据。

上面，已经参考图6至图12详细描述了根据本实施例的测量装置10的结构。

如上所述，采用根据本实施例的测量装置10，能检测通过采用手指或耳垂的反射或透射脉搏血氧仪难以捕获的微小信号，并且能够根据微小信号以高时间分辨率检测精确的脉搏波形。

反射-散射照明系统能在人体上以低负载在任何一侧测量，可用其在低负载下进行长期测量。根据本实施例的测量装置10能采用成像传感器的有效区域自动调整，而不需要严格固定诸如手指的要测量位置的机构。利用该效果，血液成分分析可用于测量各种物质浓度，因此处理诸如葡萄糖、白蛋白和胆固醇的微小成分。

根据本实施例的控制单元103和分析单元105可为根据本实施例的测量装置10的部件，或者可由连接到测量装置10的诸如计算机的外部装置实现。测量单元101产生的测量数据存储在可拆装的存储介质中，并且该存储介质可从测量装置10拆除以连接到具有分析单元105的其它装置，并且因此可分析该测量。

至此，已经示出了根据本实施例的测量装置10的功能的示例。上面描述的构成元件的每一个可采用通用材料或者通用电路构造，或者可由专门用于每个构成元件的功能的硬件构造。再者，CPU等可执行构成元件的全部功能。因此，所要采用的构造可根据执行本实施例时的技术水平适当变化。

另外，可创建如上所述的用于实现根据本实施例的测量装置的每个功能的计算机程序，并且该计算机程序可在个人计算机等中执行。还可以提供其中存储这样计算机程序且能由计算机读取的记录介质。该记录介质例如是磁盘、光盘、磁-光盘或闪存等。再者，计算机程序例如可通过网络分布而不采用记录介质。

硬件构造

接下来，将参考图13详细描述根据本公开实施例的测量装置10的硬件构造。图13是模块图，用于示出根据本公开实施例的测量装置10的硬件构造。

测量装置10主要包括CPU901、ROM903和RAM905。此外，测量装置10还包括主机总线907、桥909、外部总线911、接口913、传感器914、输入装置915、输出装置917、存储装置919、驱动器921、连接端口923和通讯装置925。

CPU901用作运算处理设备和控制装置，并且根据记录在ROM903、RAM905、存储装置919或可拆装记录介质927中的各种程序控制测量装置10的总体操作或部分操作。ROM903存储CPU901所用的程序和操作参数等。RAM905主要存储CPU901采用的程序以及在程序的执行期间适当变化的参数等。这些通过主机总线907彼此连接，主机总线907由诸如CPU总线等的内部总线构造。

主机总线907通过桥909连接到诸如PCI(外设部件互连标准)总线的外部总线911。

传感器914是用于检测一个使用者独有的生物信息或者用于获得这样生物信息的各种类型的信息的检测装置。该传感器914例如包括各种成像装置，例如，CCD(电荷耦合装置)或CMOS(互补金属氧化物半导体)等。另外，传感器914还可具有光学器件，例如用于成像生物体位置的透镜或光源等。传感器914也可为用于获得声音等的麦克风等。应注意，除了上面装置外，传感器914还可包括各种测量仪器，例如，温度计、亮度计、湿度计、速度计和加速计等。

输入装置915是由使用者操作的操作装置，例如，鼠标、键盘、触摸屏、按钮、开关和控制杆。再者，输入装置915可为遥控装置(所谓的遥控器)，例如，采用红外光或其它无线电波，或者可为外连设备929，例如，与测量装置10的操作一致的移动电话或PDA。此外，输入装置915例如根据使用者用上面的操作装置输入的信息产生输入信号，并且由输入控制电路构造，用于将该输入信号输出到CPU901。测量装置10的使用者可输入各种数据到测量装置10，并且可通过操作该输入装置915指令测量装置10执行处理。

输出装置917由能通过视觉或听觉将所获得的信息通知给使用者的装置构造。这样装置的示例包括例如CRT显示装置、液晶显示装置、等离子体显示装置、EL显示装置和灯之类的显示装置、诸如扬声器和耳机之类的音频输出装置、打印机、移动电话和传真机等。例如，输出装置917输出由测量装置10执行各种处理获得的结果。更具体而言，显示装置以文字或图像的方式显示测量装置10执行各种处理获得的结果。另一方面，音频输出装置将诸如再现音频数据之类的音频信号和声音数据转换成模拟信号，并且输出该模拟信号。

存储装置919是用于存储数据的装置，构造为测量装置10的存储单元的示例，并且用于存储数据。存储装置919例如由诸如HDD(硬盘驱动器)的磁存储装置、半导体存储装置、光存储装置或磁-光存储装置构造。该存储装置919存储由CPU901执行的程序、各种数据和从外部获得的各种数据。

驱动器921是用于记录介质的读写器，并且嵌入在测量装置10中或从外部连接到测量装置10。驱动器921读取诸如磁盘、光盘、磁-光盘或半导体存储器的附接的可拆卸的记录介质927中记录的信息，并且将读取的信息输出到RAM905。此外，驱动器921可在诸如磁盘、光盘、磁-光盘或半导体存储器的附接的可拆卸的记录介质927中写，可拆卸的记录介质927例如为DVD介质、HD-DVD介质或蓝光介质。可拆卸的记录介质927可为CompactFlash(CF；注册商标)、闪存或SD存储卡(安全数字存储卡)等。作为选择，可拆卸的记录介质927例如可为配备有非接触IC芯片或电子器件的IC卡(集成电路卡)。

连接端口923是用于允许装置直接连接到测量装置10的端口。连接端口923的示例包括USB(通用串行总线)端口、IEEE1394端口和SCSI(小型计算机系统接口)端口等。连接端口923的其它示例包括RS-232C端口、光纤音频终端和HDMI(高清晰多媒体接口)端口等。通过外连设备929连接到该连接端口923，测量装置10从外连设备929直接获得各种数据且向外连设备929提供各种数据。

通讯装置925是通讯接口，例如由连接到通讯网络931的通讯装置构造。通讯装置925例如为有线或无线的LAN(局域网)、Bluetooth(注册商标)或用于WUSB(无线USB)的通讯卡等。作为选择，通讯装置925可为用于光通讯的路由器、用于ADSL(非对称数字用户线路)的路由器或用于各种通讯的调制解调器。该通讯装置925可根据预定协议例如与其它通讯装置传输和接收信号等，预定协议例如为互联网TCP/IP。连接到通讯装置925的通讯网络931由网络等构成，其通过有线或无线连接，并且例如可为互联网、家庭LAN、红外通讯、无线电波通讯或卫星通讯等。

至此，已经示出了能实现根据本公开实施例的测量装置10功能的硬件构造的示例。上述结构元件的每一个可采用通用材料构造，或者可由专门用于每个结构元件功能的硬件构造。因此，所采用的硬件构造可根据实施本实施例时的技术水平适当变化。

结论

如上所述，根据本公开的实施例，能够规定适合于测量关于与活体的活动一起的脉动的信息的测量位置，并且能灵活地处理由于个体差异引起的测量位置上的变化。

从而，从采用微透镜阵列光学系统的传感器获得的局部测量数据用来获取与一般反射或透射测量装置相比具有更高时间分辨率的脉搏波形。此时，从采用微透镜阵列的传感器获得的每个信号在时间上被纠正，因此，即使在指尖上也能测量足够精确的脉搏波形。

采用根据本公开实施例的测量装置，能自动地检测适合于测量的位置，并且因此不需要用于位置对准的活体固定构件，因此提高了使用者的便利。

此外，根据本公开实施例的测量装置可测量具有良好空间分辨率和时间分辨率的脉搏波形数据，并且因此可处理诸如葡萄糖、白蛋白和胆固醇的微小血液成分的分析，而不仅是可处理氧饱和度SpO2。

此外，采用根据本公开实施例的多个测量装置因此检测活体中多个测量位置的脉搏波形数据，这可用于测量中枢动脉血压等。

上面已经参考附图描述了本公开的优选实施例，当然，本公开不限于上面的示例。本领域的技术人员可发现所附权利要求范围内的各种变更和修改，并且应理解它们自然归入本公开的技术范围。

另外，本技术方案也可构造如下。

(1)

一种测量装置，包括：

光源，其朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；

检测单元，其中多个传感器规则地设置成预定的设置方案，并且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光；以及

分析单元，利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体的活动的脉动信息。

(2)

根据(1)的测量装置，其中该检测单元用传感器检测通过该活体的测量光，该传感器包括微透镜阵列，在该微透镜阵列中多个透镜规则地设置成栅格形状。

(3)

根据(2)的测量装置，其中用于防止被检测的测量光串扰的光屏蔽设置在该微透镜阵列和该多个传感器之间。

(4)

根据(1)至(3)任何一项的测量装置，其中该分析单元还根据该测量光的光量的时间变化，计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形作为伴随该活体的活动的脉动信息。

(5)

根据(4)的测量装置，其中该分析单元根据该活体中先前测量的脉搏波形和基于该测量光的光量的时间变化计算的该脉搏波形之间的相似度规定该测量位置。

(6)

根据(4)的测量装置，其中该分析单元规定给出基于该测量光的光量的时间变化计算的该脉搏波形最大振幅的位置作为该测量位置。

(7)

根据(5)的测量装置，其中该分析单元规定该测量位置，该测量位置用于测量该脉搏波形的振幅作为伴随该活体的活动的脉动的信息。

(8)

根据(5)的测量装置，其中该分析单元规定该测量位置，该测量位置用于测量该脉搏波形的形状作为伴随该活体的活动的脉动的信息。

(9)

根据(1)至(8)任何一项的测量装置，其中该分析单元对从该光源发出的该测量光的每个波长进行分析处理。

(10)

根据(4)至(9)任何一项的测量装置，其中该分析单元还利用所计算的脉搏波形来计算动脉中的氧饱和度。

(11)

根据(1)至(10)任何一项的测量装置，其中该分析单元根据该测量光被该多个传感器检测的位置和该光源之间的隔离距离纠正该检测结果的时间轴的相位。

(12)

根据(1)至(11)任何一项的测量装置，其中该分析单元累积该多个传感器中在距该光源的相同的隔离距离的检测位置所得到的该检测结果。

(13)

根据(1)至(12)任何一项的测量装置，其中该分析单元针对对应于彼此不同的时间的多个该检测结果，纠正该时间并且对其进行合成。

(14)

一种测量方法，包括：

朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种测量光；

用检测单元检测从光源发出且通过该活体的该测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案；以及

利用所检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体的活动的脉动信息。

(15)

一种用于导致计算机与测量装置可通讯的程序，该测量装置包括光源和检测单元，该光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种类型的测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，以实现：

利用该检测单元检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理的分析功能，该测量位置用于测量伴随该活体的活动的脉动的信息。

(16)

一种记录程序的记录介质，该程序用于导致计算机与测量装置可通讯，该测量装置包括光源和检测单元，该光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种类型的测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，以实现：

利用该检测单元检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理的分析功能，该测量位置用于测量伴随该活体的活动的脉动的信息。

(17)

一种测量装置，包括：

光源，朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；

检测单元，用传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，该传感器包括微透镜阵列，在该检测单元中多个透镜规则地设置成栅格形状；以及

分析单元，利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息，并且计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形。

(18)

一种测量方法，包括：

朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；

用传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，该传感器包括微透镜阵列，在该微透镜阵列中多个透镜规则地设置成栅格形状；以及

利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息，并且根据该测量光的光量的时间变化计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形作为伴随该活体活动的脉动的信息。

附图标记说明

10   测量装置

101  测量单元

103  控制单元

105  分析单元

107  存储单元

111  光源

121  透明基板

123  第一光屏蔽

125  微透镜阵列

127  微透镜

129  第二光屏蔽

131  孔径(光阑)

133  传感器

Claims (18)

1.一种测量装置，包括：

光源，其朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；

检测单元，其中多个传感器规则地设置成预定的设置方案，并且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光；以及

分析单元，利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

2.根据权利要求1所述的测量装置，其中该检测单元用传感器检测通过该活体的测量光，该传感器包括微透镜阵列，在该微透镜阵列中多个透镜规则地设置成栅格形状。

3.根据权利要求2所述的测量装置，其中用于防止被检测的测量光串扰的光屏蔽设置在该微透镜阵列和该多个传感器之间。

4.根据权利要求3所述的测量装置，其中该分析单元还根据该测量光的光量的时间变化，计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形作为伴随该活体活动的脉动信息。

5.根据权利要求4所述的测量装置，其中该分析单元根据该活体中先前测量的脉搏波形和基于该测量光的光量的时间变化计算的该脉搏波形之间的相似度规定该测量位置。

6.根据权利要求4所述的测量装置，其中该分析单元规定给出基于该测量光的光量的时间变化计算的该脉搏波形最大振幅的位置作为该测量位置。

7.根据权利要求5所述的测量装置，其中该分析单元规定该测量位置，该测量位置用于测量该脉搏波形的振幅作为伴随该活体的活动的脉动的信息。

8.根据权利要求5所述的测量装置，其中该分析单元规定该测量位置，该测量位置用于测量该脉搏波形的形状作为伴随该活体的活动的脉动的信息。

9.根据权利要求1所述的测量装置，其中该分析单元对从该光源发出的该测量光的每个波长进行分析处理。

10.根据权利要求4所述的测量装置，其中该分析单元还利用所计算的脉搏波形来计算动脉中的氧饱和度。

11.根据权利要求1所述的测量装置，其中该分析单元根据该测量光被该多个传感器检测的位置和该光源之间的隔离距离纠正该检测结果的时间轴的相位。

12.根据权利要求1所述的测量装置，其中该分析单元累积该多个传感器中在距该光源的相同的隔离距离的检测位置所得到的该检测结果。

13.根据权利要求1所述的测量装置，其中该分析单元针对对应于彼此不同的时间的多个该检测结果，纠正该时间并且对其进行合成。

14.一种测量方法，包括：

朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种测量光；

用检测单元检测从光源发出且通过该活体的该测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案；以及

利用所检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

15.一种用于导致计算机与测量装置可通讯的程序，该测量装置包括光源和检测单元，该光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种类型的测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，以实现：

利用该检测单元检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理的分析功能，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

16.一种记录程序的记录介质，该程序用于导致计算机与测量装置可通讯，该测量装置包括光源和检测单元，该光源朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出属于预定波长带的至少一种类型的测量光，该检测单元中多个传感器规则地设置成预定的设置方案且用该多个传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，以实现：

利用该检测单元检测的检测结果，根据所检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理的分析功能，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息。

17.一种测量装置，包括：

光源，朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；

检测单元，用传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，该传感器包括微透镜阵列，在该检测单元中多个透镜规则地设置成栅格形状；以及

分析单元，利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从该测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体的活动的脉动信息，并且计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形。

18.一种测量方法，包括：

朝着由活体的至少一部分形成的测量区域发出至少一种属于预定波长带的测量光；

用传感器检测从该光源发出且通过该活体的该测量光，该传感器包括微透镜阵列，在该微透镜阵列中多个透镜规则地设置成栅格形状；以及

利用该检测单元检测的检测结果，根据该检测的测量光的光量的时间变化，执行从测量区域规定测量位置的分析处理，该测量位置用于测量伴随该活体活动的脉动信息，并且根据该测量光的光量的时间变化计算源自该活体内对应于该检测区域的动脉脉动的脉搏波形作为伴随该活体活动的脉动信息。