JP6509912B2 - 増加された精度での組織変動の光学センシングに関する方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、例えば、以下に限定されるものではないが、プレチスモグラムの光学取得といった組織のボリュメトリック変動の光学センシングに関する方法及び装置の分野に関する。

フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）は、プレチスモグラムの光学取得である。これは、組織のボリュメトリック変動の測定である。ＰＰＧはしばしば、血液量の変動に関し、その結果、ＰＰＧは時々、血液量のＰＰＧとして解釈されることができる。

従来の反射型ＰＰＧセンサは、特定の波長での吸収測定を通して皮膚の真皮及び皮下組織に対する血液の潅流をモニタする。血液から生じる光の他に、組織及び／又は血液スラッシング（slushing）から生じて検出される、かなり大きな部分が存在する。

図１は、２つの典型的な従来のＰＰＧ実現形を示す。図１の左部分は、光学送信機１０（例えば発光ダイオード（ＬＥＤ）、レーザダイオード等）及び光学受信機２０（例えば光検出器、フォトダイオード、光トランジスタ等）を持つ反射型実現の例を示す。光学送信機１０により放出される光は、患者又はユーザの指先端１００の皮膚部分で反射され、光学受信機２０でＰＰＧ信号として受信される。図１の右側部分は、光学送信機１０により放出される光が、患者の耳１１０の組織部分を通り透過されて、光学受信機としての光検出器２０でＰＰＧ信号として受信される透過型実現の例を示す。

ＰＰＧ信号は、通常、誤ってＤＣ（直流）信号と呼ばれる非常に大きな望ましくないオフセットに加えて、非常に小さい交流（ＡＣ）信号要素（実際のプレチスモグラム）を含む。このＤＣオフセットは通常、低周波（ＬＦ）要素を有する。この低周波要素は、患者又はユーザの血液から生じたものではない後方散乱された光の大きな部分、環境光（フィルタリングされない場合）、及び例えば運動によりもたらされる両者の変動からなる。ＬＦ要素の周波数要素は、測定されるＡＣ信号と同じ周波数を含むことができる。これにより、任意の周波数領域フィルタリングが除外される。従って、従来のＰＰＧセンサは概して、両方の信号を一緒に測定し、信号処理アルゴリズムを用いて異なる要素を分離する。

ＰＰＧ信号の上記の要素は、使用可能なダイナミックレンジを減らすという課題をもたらす。なぜなら、信号処理解像度（例えばアナログデジタル変換（ＡＤＣ）等）の主要な部分は、不必要なＤＣ及びＬＦ要素をサンプリングすることに浪費されるからである。

更に、運動は、不必要なＤＣ及びＬＦ要素における大きな変動を誘導する。これは、運動アーチファクトが原因によるＰＰＧセンサにおける主要な課題をもたらす。従って、追加的なモーションセンサ（例えば３次元（３Ｄ）加速度計又は追加的な光学センサ）が、従来のＰＰＧセンサにおいてアーチファクト抑制に関して使用される。これはＰＰＧセンサデバイスの増加された複雑さをもたらす。

上記の課題を解決するための従来の提案は、大部分が実際の運動を測定することに基づかれ、何らかの所定の相関アルゴリズムに基づき、測定されたＰＰＧ信号（これは、できれば同じ運動アーチファクトを含む）を補償する。多くにおいて、３Ｄ加速度計が、適切なモーションセンサとして提案されてきた。しかし、追加的な疑似ＰＰＧセンサの使用も提案された。これらの疑似ＰＰＧセンサは、例えば赤外線（ＩＲ）波長を用いる（この波長では、血液は、（ほぼ）まったく吸収を持たないが、組織皮膚は吸収を持つことが知られる）。これらの疑似ＰＰＧセンサはこうして、実際のＰＰＧセンサにおける不必要な運動アーチファクトを補償するために用いられる一種の運動アーチファクトを測定する。この種の補償に伴う課題は、疑似ＰＰＧ信号の２次波長が実際のＰＰＧ信号の１次波長と異なれば異なるほど、光が伝搬する組織の光学パラメータにおいて、差が大きくなる点にある。例えば、ＩＲ光は、短い１次波長より組織へと深く伝搬する。従って、疑似ＰＰＧ信号の２次波長により検出される「運動」は、実際のＰＰＧ信号の１次波長のそれよりかなり異なるボリュームに基づかれる。これは、追加的な補償を必要とし、こうして複雑さを増加させる。

更に、３Ｄセンサを用いる補償は、それらが高価で、比較的大きく、追加的な供給電流を使用するという不利な点を持つ。この場合も、複雑な補償アルゴリズムが実現されなければならない。これは、より多くの処理パワーを必要とする。

従って、従来のＰＰＧセンサにおいて、不必要なＤＣ及びＬＦ要素は、Ａ／Ｄ変換後適切な信号処理により除去される。従って、従来のＰＰＧセンサは概して、両方の信号を一緒に測定し、信号処理アルゴリズムを用いて異なる要素を分離する。

従来のＰＰＧセンサの別の例として、第ＵＳ２００３／０３６６８５号は、生理的信号監視システムを開示する。そこでは、光学放射線源を持つ２つのＰＰＧセンサが、２つの異なる機能を提供するのに使用される。第１に、それらはＳｐ０２センサとして使用される。ここで、２つの分離された波長（赤及び赤外線）が、Ｈｂ酸素飽和（即ち、Ｓｐ０２）を推定するのに使用される。１つの波長（８８０ｎｍ）は、吸収係数がほとんど等しい波長であり、１つの波長（６５８ｎｍ）は、吸収係数が非常に異なる波長である。第２に、それらは、２つの出力信号の間の相互相関に基づかれるパルス波速度センサとして使用される。

本発明の目的は、組織のボリュメトリック変動を測定するための改良されたアプローチを提供することである。これを用いて、ＰＰＧ信号に関するより大きなダイナミックレンジが利用可能になり、受信機側での不必要なＤＣ及びＬＦ要素の補償に関する追加的な信号処理アルゴリズムが防止されることができる。

この目的は、請求項１に記載の装置により、及び請求項１５に記載の方法により実現される。

従って、測定される所望の物質（例えば血液）の吸収曲線のより急峻な部分での、及び従って実質的に異なる値に配置される特定の波長を持つ１つ又は複数の光学放射線源と、２つ又はこれ以上の光学放射線検出器と、少なくとも１つのフィルタとが、増幅及びＡ／Ｄ変換の前に、上記不必要なＤＣ又はＬＦオフセットを除去することが提案される。これにより、信号処理技術及び特定の電子機器に関する必要性が減らされる。より少ない処理は、より安価なマイクロプロセッサ及び低消費電力をもたらし、これにより、複雑さ及び関連する材料表（ＢＯＭ）を減らし、バッテリ寿命を増加させる。更に、追加的なセンサが必要とされない。これは、コスト、複雑さ及び供給電流を減らしつつ、同時に信号忠実度を増加させる。本発明は運動信号を除去するので、運動アーチファクトは除去される（又は少なくとも、かなり減衰される）。

第１のオプションによれば、上記第１及び第２の光学信号の振幅を所定の周波数でアウトオブフェーズに変調するモジュレータが提供されることができ、上記少なくとも１つのフィルタが、上記第１及び第２の部分の上記不必要な要素としてＤＣ要素を除去するコンデンサ又はＤＣ回復ループを有する。こうして、不必要なＤＣ及びＬＦ要素が、第１及び第２の光学信号を単にオン／オフに切り替え、検出器出力信号のＡＣ要素をフィルタリングすることにより除去されることができる。より詳細には、不必要なオフセット信号も変調されるが、その変調振幅は、明らかにより小さい又は減らされる（傾斜差のため）。

第１のオプションと組み合わせられることができる第２のオプションによれば、第１及び第２の波長は、琥珀又は青の波長領域から選択されることができる。

第１又は第２のオプションと組み合わせられることができる第３のオプションによれば、上記所定の周波数と異なる更なる所定の周波数により、上記第１及び第２の光学信号の振幅を変調する更なるモジュレータが提供されることができ、これにより、上記第１及び第２の部分における運動要素を得るため、上記第１及び第２の光学信号の強度のアンバランスがもたらされる。これは、提案されたセンシング装置が、運動検出器として使用されることもできる利点を提供する。

第１から第３のオプションのいずれかと組み合わせられることができる第４のオプションによれば、上記少なくとも１つのフィルタが、上記第１の波長をフィルタリングし、上記少なくとも１つの光学放射線検出器の第１の光学放射線検出器に上記フィルタリングされた出力信号を供給する第１の帯域通過フィルタと、上記第２の波長をフィルタリングし、上記少なくとも１つの光学放射線検出器の第２の光学放射線検出器に上記フィルタリングされた出力信号を供給する第２の帯域通過フィルタとを有することができ、上記装置は、不必要な要素を抑制するため、上記第１及び第２の光学放射線検出器により生成された電気的出力信号を互いに減算するよう構成されることができる。第１及び第２の電気的出力信号が減算されるという事実が原因で、不必要なＤＣ要素は抑制されることができ、測定される物質（例えば血液）の特定の吸収特性により生成される所望のＡＣ要素が、増幅及び後続の信号処理の前のかなり早期の処理段階において抽出されることができる。

第１から第４のオプションのいずれかと組み合わせられることができる第５のオプションによれば、上記少なくとも１つの光学放射線源が、上記第１の光学信号を生成する第１の光学放射線源と上記第２の光学信号を生成する第２の光学放射線源とを有することができ、上記装置が、上記不必要な要素の検出された残りの量に基づき、上記第１及び第２の光学放射線源を制御するフィードバックループを更に有することができる。これにより、第１及び第２の光学信号の間の任意のアンバランスが、センサ出力での任意の残りの不必要なＤＣ要素をキャンセルするＤＣキャンセルループとして機能するフィードバックループにより、自動的に修正されることができる。

第１から第５のオプションのいずれかと組み合わせられることができる第６のオプションによれば、上記不必要な要素の検出された残りの量に応じてフィードバックループにより生成される制御信号に基づき、上記第１及び第２の光学放射線検出器の上記電気的出力信号の比率を調整するよう制御可能な電流デバイダが提供されることができる。これにより、代替的なＤＣキャンセルループが提供されることができる。これはセンサ出力信号における残余ＤＣ要素に基づき、検出器電流の比率を調整するよう構成される。

第１から第６のオプションのいずれかと組み合わせられることができる第７のオプションによれば、上記減算された電気的出力信号の結果として生じる信号を増幅する切替えられる積分器増幅器が提供されることができる。これにより、優れた信号対ノイズ比を持つ大きな増幅が得られることができる。第７のオプションの特定の例において、切替えられる積分器増幅器は、電流対時間変換回路において提供されることができる。これにより、従来のＡＤＣはもはや必要でない。

第１から第７のオプションのいずれかと組み合わせられることができる第８のオプションによれば、上記少なくとも１つの光学放射線源が、第３の波長の第３の光学信号を生成するよう構成され、上記第１、第２及び第３の光学波長は、上記第２の波長での他の物質の上記波長依存の吸収の値が、上記第１及び第３の波長での上記他の物質の上記波長依存の吸収の値の平均に等しいよう選択され、上記少なくとも１つのフィルタが、上記第２の波長のみをフィルタリングし、上記少なくとも１つの光学放射線検出器の第１の光学放射線検出器に上記フィルタリングされた出力信号を供給する第１のフィルタと、上記第１及び第３の波長のみをフィルタリングし、上記少なくとも１つの光学放射線検出器の第２の光学放射線検出器に上記フィルタリングされた出力信号を供給する第２のフィルタとを有し、上記装置は、上記不必要な要素を抑制するため、上記第１及び第２の光学放射線検出器により生成される電気的出力信号を互いに減算するよう構成される。この第８のオプションは、増幅及び後続の信号処理の前に不必要なＤＣ又はＬＦ要素を早期に抑制する更なる代替的なソリューションを提供する。３つの光学信号の波長を適切に選択することにより、不必要な要素は、検出器の電気的出力信号を単に減算することにより抑制されることができる。

第８のオプションの特定の例において、第１及び第２の光学放射線検出器（Ｄ１、Ｄ２）は、サイズ及び／又は感度によりスケール化されることができる。この手段は、不必要な要素が確実に抑制されることを確実にする。

上記の装置は、離散的なハードウェア要素を持つ離散的なハードウェア回路、一体化されたチップ若しくはチップモジュールの構成に基づき、又は、ソフトウェアルーチン若しくはプログラムにより制御される信号処理デバイス若しくはチップに基づき、実現されることができる点に留意されたい。

請求項１の装置及び請求項１５の方法は、特に従属項に記載されるのと類似する及び／又は同一の好ましい実施形態を持つことができる点を理解されたい。本発明の好ましい実施態様は、従属項又は上記実施形態と個別の独立クレームとの任意の組み合わせとすることもできる点を理解されたい。

本発明のこれら及び他の側面が、以下に説明される実施形態から明らかとなり、これらの実施形態を参照して説明されることになる。

ＰＰＧセンサに関する２つの典型的な従来の実現形を示す図である。 血液及び皮膚を含むさまざまな物質の波長依存吸収係数を示すダイアグラムを示す図である。 第１の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの動作原理を示す図である。 第１の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロックダイアグラムを示す図である。 第２の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの動作原理を示す図である。 第２の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロックダイアグラムを示す図である。 第２の実施形態による発光ダイオードの例示的な放出スペクトル及び適切な帯域通過フィルタのフィルタ特性を示す図である。 第３の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロックダイアグラムを示す図である。 第４の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロックダイアグラムを示す図である。 第４の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスにおいて用いられる切替えられる積分器増幅器の概略的な回路ダイアグラムを示す図である。 第４の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスにおいて用いられる電流対時間コンバータの概略的な回路ダイアグラムを示す図である。 第５の実施形態に用いられる血液及び組織の波長依存の吸収係数及び密接に分離された波長の値を示すダイアグラムを示す図である。 第５の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロックダイアグラムを示す図である。 第５の実施形態において用いられる帯域通過フィルタ及びノッチフィルタのフィルタ特性を示す図である。

本発明の実施形態は、心拍監視に関する小さく効率的なセンシングフロントエンドを持つＰＰＧセンサデバイスに基づき、以下説明される。

第１の実施形態によれば、測定量において不必要な周波数要素によりもたらされる干渉が、変調を用いて軽減される。もたらされる変調は、異なる効率を持つ測定量及び干渉を異なる周波数領域へと移し、及び従って、同期検出を介して減らされた干渉で測定量を測定することを可能にする。上記の変調はもちろん、干渉ももたらす点に留意されたい。例えば、メラニン吸収も変調される。しかしながら、大きい傾斜差のため、変調される信号における干渉の振幅は、測定量のそれよりかなり低いことになる。

ＰＰＧセンサデバイスの場合、測定量は、血液量による放出された光の吸収に対応する。この信号の変調は、２つ（又はこれより多く）の交番波長を用いることにより実現されることができる。各波長は、血液に関して異なる吸収値を持つ。上述したように、異なる波長を使用することは、運動アーチファクトが拾われる不利な点を持つ。なぜなら、光が血管へ及び血管から伝搬する組織の吸収及び散乱パラメータも波長依存だからである。従って、選ばれた波長は、運動アーチファクトに関して同じ又は少なくとも類似しなければならない。一方、それでも、血液に関して異なる吸収係数を持つ。近い近似値は、特定の小さい波長領域において実現される。

図２は、紫外線、可視及び赤外線レンジにおいて最も関連する物質又は内容の吸収係数（μ［ｃｍ^−１］）の波長依存の特性（即ち、吸収曲線）を示す概略図を示す。より詳細には、皮膚（ＳＫ）、全体の血液（ＢＤ）、メラノソーム（ＭＥＬ）及び表皮（ＥＰＩ）の特性が示される。図２に示される血液の吸収曲線が、１５０ｇｒ Ｈｂ／ｌの典型的なヘモグロビン濃度に基づかれる点に留意されたい。血液（ＢＬＤ）の吸収曲線は、２つの興味深い領域を有する。これらは、可視光のスペクトルの光学的な青及び琥珀／赤領域において、急峻な傾斜（即ち高いｄμ／ｄλ）を持つ領域である。これらのうちで、後者のレンジ（〜６００ｎｍ）が、最高傾斜を持ち、最大のレンジを持ち、そして、より重要なことに、皮膚（ＳＫ）による光の吸収が、その最小限の傾斜及び最小値にそこで近づく。従って、この領域において２つの非常に近い波長を選ぶことは、任意の有意な運動アーチファクトをピックアップせず、一方それでも良好なＰＰＧ信号を提供する。より詳細には、図２のダイアグラムは、異なる生物学的発色団の吸収スペクトルを示す。血液（ＢＬＤ）は、オキシヘモグロビン（Ｈｂ０２）の吸収スペクトルにより表される。なぜなら、通常の健常者に関して、酸素飽和は９０％超えのオーダーであり、従って、デオキシヘモグロビンの影響が、最小であるからである。この図から、ＰＰＧセンサに関して、主要な乱れが、メラニン吸収から生じる場合があることが明らかである。より長い光学経路長のため、皮膚における吸収は、血液におけるよりかなり高い。これは、求められるＰＰＧ信号の１００倍のオーダーの大きいＤＣ（ＬＦ）要素を生じさせる。この吸収は、運動アーチファクトの主要な原因でもある。なぜなら、皮膚を通る光学経路長における任意の変化は、任意のＰＰＧ信号よりかなり大きいからである。

第１の実施形態によれば、皮膚信号（及びこれにより運動アーチファクトの主要な原因）は、２つの光源を提供することにより除去される又は少なくとも抑制されることができる。この光源は、上述した２つの波長を生成し、アウトオブフェーズで駆動される。その結果、検出されたＰＰＧ信号は、所定の周波数ｆにより変調される。ＰＰＧ信号がより高い周波数へと移されるので、それは、他の態様では扱いにくいＤＣ／ＬＦ乱れによる干渉なしに、例えばロックイン増幅器を用いてＡＣ検出されることができる。

ロックイン増幅器（位相感応検出器とも呼ばれる）は、極めて雑音が多い環境から既知の搬送波を持つ信号を抽出することができる一種の増幅器である。エッセンスにおいて、ロックイン増幅器が、入力信号を取り、（内部発振器又は外部ソースからも提供される）参照信号によりそれを逓倍し、特定された時間にわたり、通常ミリ秒から数秒のオーダーの時間にわたりそれを積分する。結果として生じる信号は、ＤＣ信号である。ここで、参照信号と同じ周波数ではない任意の信号からの貢献は、ゼロの近くに減衰される。参照信号と同じ周波数を持つ信号のアウトオブフェーズ要素も減衰される（なぜなら、サイン関数が、同じ周波数のコサイン関数と直交するからである）。これは、ロックイン増幅器を位相感応検出器にする。それは、基本的に、低域通過フィルタにより追従されるホモダイン検出器である。これは、しばしば、カットオフ周波数及びフィルタオーダーにおいて調整可能である。ロックイン増幅器は、復調に関してアナログ周波数ミキサー及びＲＣフィルタを使用することができる、又はそれらは、例えばフィールドプログラム可能ゲートアレイ（ＦＰＧＡ）における高速デジタル信号処理により実現されることができる。

第１の実施形態によるソリューションの追加的な利点は、求められる信号が今や厳密にＡＣ信号であり、こうしてこれにより任意のＤＣ要素を除去するためにＡＣ結合されることができる点にある。これは、より高いダイナミックレンジを提供し、及び従ってかなり低い解像度のＡＤＣの使用を可能にする。

従って、第１の実施形態によるＰＰＧセンサは、異なるが非常に近い波長を持つ２つの光源と、２つの光源をアウトオブフェーズで及び周波数ｆで駆動する発振器と、１つ又は複数の光検出器と、ＡＣ結合増幅器とを有する。

わずかに異なる放出波長を持つ２つの光源は例えば、同じタイプであるが異なる色ビンからの２つのＬＥＤを用いて実現されることができる。代替的に、それぞれわずかに異なる帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）を持つ２つの等しいＬＥＤが使用されることができる。ＬＥＤ（又は両方のフィルタの帯域通過フィルタ）は、それらの放出波長が、組織における等しい散乱及び吸収パラメータを（できるだけ）持ち、図２の血液吸収曲線の急峻な部分において配置されるよう、選択される。例えば、６００ｎｍの周りの可視光のスペクトルの琥珀／赤領域において、又は、青色域においてである。そこでは、吸収曲線の傾斜が、非常に急峻である（図２において使用されるのは対数スケールである点に留意されたい）。

図３は、第１の実施形態の基礎をなす動作の原理を示す。２つのほぼ等しい光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２は、発振器５０により生成される信号によって、アウトオブフェーズで駆動されて、所定の周波数ｆを持つ。光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２により放出される励起光ＥＸＣは、非常に急峻な血液吸収曲線（Ｈｂ０２）の２つの異なる部分で交番するサンプルをもたらす。その結果、ＰＰＧ信号の変調されたＡＣタイプが、光学受信機側でのフォトダイオードＤ１により生成される。得られたＡＣ ＰＰＧ信号は、増幅器及びＡＤＣを含む電子回路３０に対してコンデンサＣ１を介してＡＣ結合される。これにより、任意のＤＣ部分（例えば環境光を含む不必要なＤＣ及びＬＦ要素を含む）が除去され、有益なＰＰＧ信号要素だけで満たされる大きなダイナミックレンジが提供される。有益なＰＰＧ信号は、発振器５０からその参照信号を受信するロックイン増幅器４０により検出される。

図４は、第１の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロック図を示す。ここで、同じ指定又は参照符号を持つ要素は、図３に関連して説明したのと同じ機能を持つ。光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２は、同じ波長レンジである（例えば５８６ｎｍのピーク波長を持つ琥珀の光）。光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２の出力光は、個別の帯域通過フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２を通り進む。これは、標準的な既存のフィルタとすることができ、例えば特性５８０ｘ１０ｎｍ及び５９５ｘ１０ｎｍ、即ち、中心周波数がそれぞれ５８０ｎｍ及び５９５ｎｍであり、１０ｎｍの帯域幅を持つ。両方のパスバンドにおける強度は、製造の間、ＬＥＤ電流を調整することにより等化される（固定された値設定）。発振器５０の周波数は、干渉の周波数との明白な分離が実現されるよう、選択される。例えば、１００Ｈｚ以上の周波数が使用されることができるが、１ｋＨｚ以上が好ましい。

オプションで、２つの等しいタイプの光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２が、２つの異なる光源（これは、同じタイプであるが、対応して置換されるフィルタの中央波長にほぼ等しい隣接した色ビンである）により置き換えられることができる。ロックイン増幅器４０は、ファームウェアにおいて実現されることができる。しかし、アナログのバージョンが使用されることもできる。

第１の実施形態の第１の変更態様によれば、２つの光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２は、所望のＡＣタイプのＰＰＧ信号を生成するのに適した青い波長領域における光を放出する光源により置き換えられることができる。

第１の実施形態の第２の変更態様によれば、コンデンサＣ１によるＡＣ結合は、ＤＣ回復ループ、例えば、電子回路３０の増幅器の入力での修正電流の減算で置き換えられることができる。この修正電流を供給する電流源は、増幅器入力又は出力でのＤＣ値が、適切なレベル（例えばゼロ又は他の任意の適切なレベル）にあるという態様でフィードバックループにおいて制御されることができる。

フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２のパスバンドにおける強度は、運動アーチファクトの拒否率が最大であることを確実にするよう、少なくとも同等に近くなければならない点に留意されたい。好ましくは、これらの２つの強度は、小さい差で選択される。その結果、それらが主要な干渉物質（メラニン）の吸収における差を補償する。即ち、強度は、選ばれた波長範囲においてメラニンの対向する傾斜を持たなければならない。代替的に、それらは、等しい強度を持つよう選ばれることができる。光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２の強度は、製造時に調整されることができるが、個別の制御ループを介して調整されることもできる。これは、ＰＰＧセンサが、例えば活動を測定するモーションセンサとして同様に使用されることができるという追加的な利点を提供する。

第１の実施形態の第３の変更態様によれば、ＰＰＧセンサデバイスは、両方の波長強度におけるアンバランスを誘導することにより、選択された運動アーチファクトを拾うよう構成されることができる。このアンバランスは、第２の周波数ｆ２で変調されることができる。

第３の変更態様は、第１の実施形態の過去の変更態様のいずれかと同じとすることができるが、ここでは、光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２の一方又は両方の振幅が、第２の（異なる）周波数ｆ２で変調される。これにより、２つの搬送周波数が、生成される。１つは、ＰＰＧ信号に関し、１つは、ＰＰＧ信号及び運動アーチファクトの組み合わせに関する。２つの好ましくはデジタル（ファームウェア）ロックイン増幅器は、両方の信号を同期的に検出するために用いられる。第２の信号からのスケール化されたＰＰＧ信号の減算は、純粋な運動信号を生じさせる。この運動信号は、活動をモニタするのに使用されることができる。

図５は、第２の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの動作原理を示す。ここで、ＰＰＧセンサ構造体が提供される。これは、コモンモード信号を除去する一方で、ディファレンシャルモードだけを出力する。ＰＰＧ信号は通常、差分信号ではないので、斯かる差分信号を作成するため、追加的な手段が加えられる。第２の実施形態のＰＰＧセンサデバイスは、１つ又は複数の光源及び２つ又はこれ以上の波長感応光検出器を有する。

図５によれば、ＰＰＧセンサデバイスは、それぞれがわずかに異なる波長感度を持つ２つの光検出器を有する。それらは例えば、２つのフォトダイオードＤ１及びＤ２の前で２つの帯域通過フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２を用いて実現されることができる。フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２のパスバンドは、両方のパスバンドにおける波長が、等しい又は少なくとも類似する組織における散乱及び吸収パラメータを持つよう、選択される。これは、両方の検出器入力のこの部分が、等しい散乱及び吸収を経験することを確実にする。その結果、少なくとも、ほとんど完全なコモンモード（ＣＭ）信号が得られる。皮膚に関して、これは例えば、５００〜１０００ｎｍバンド（図２における「ＳＫ」曲線参照）において実現されることができる。この非常に広いバンドにおいてさえ、皮膚吸収は、３〜４倍を超えては変化しない。表皮（ＥＰＩ）に関する吸収における変化は、より大きいが、（例えば６００ｎｍ周りの小さいバンドにおける）血液のそれよりはまだ非常に小さい。

更に、フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２のパスバンドは、それらが血液吸収曲線（図２における「ＢＬＤ」曲線参照）の急峻な部分において配置されるよう、選択される。例えば、約６００ｎｍで、吸収曲線の傾斜は、非常に急峻である。２つのパスバンドの間の小さい差は、２つの波長の間の吸収係数における差の大きさのオーダー以上のものをそれでも提供する。こうして、所望の差分ＰＰＧ信号が作成される。

こうして、図５に示される光検出器構成は、コモンモード信号を拒絶し（フォトダイオードＤ１及びＤ２において生成される２つの光電流が各々から減算されるためである）、電子回路３０における増幅器の出力は、血液から生じる必要な差分ＰＰＧ信号のみである。

図６は、第２の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロック図を示す。

今日では、ＰＰＧセンサは、医療デバイスであるだけでなく、スポーツ腕時計といった消費者製品においても実現される。これらは、部品点数が少ないこと、及び低消費電力であることを必要とする。従って、１つの光源だけを用いるＰＰＧセンサを実現することが望ましい。これは、第２の実施形態の単一光源ＬＥＤ１（例えば、適切な放出スペクトルを持つＬＥＤ又は他のソース）を使用することにより実現されることができる。光源ＬＥＤ１の放出スペクトルは、両方の選ばれたパスバンドを含むよう十分広くなければならない。これは容易に実現される。なぜなら、ＬＥＤのスペクトル幅はしばしば、２０〜３０ｎｍ（半値全幅（ＦＷＨＭ））より広いからである。選ばれたパスバンドが、更に離れている場合、蛍光体変換ＬＥＤ（例えば白、ライム又は琥珀）が使用されることができる。

図７は、第２の実施形態による発光ダイオードの例示的な放出スペクトル及び適切な帯域通過フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２のフィルタ特性を示す。図７から集められることができるように、フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２の個別のパスバンドにおける光の「色」は、ＬＥＤスペクトルの部分である。この図から、２つの帯域通過フィルタの代わりに、等しい又はほとんど等しいカットオフ波長を持つショートパス及びロングパスフィルタが使用されることができることも明らかである。

こうして、両方のパスバンドの間の波長分離は、ほとんどなく、血液から生じていないフォトダイオードＤ１及びＤ２により検出される光は、同じ吸収及び散乱を経験する。従って、光スペクトルのこれらの部分に関してフォトダイオードＤ１及びＤ２により生成される個別の電流Ｉ１及びＩ２は、等しく、従って電子回路３０の増幅器の入力において、減算処理により抑制される。しかしながら、血液に関して、両方のパスバンドにおける吸収はかなり異なる。従って、これは、（それが両方のパスバンドにおいて異なる強度を持つという点で）差分信号である。このＰＰＧ信号要素は、減算処理により少し減衰されるが、両方の間の差が、桁違いであるため、これはまだ大きなＰＰＧ信号を生じさせる。

図８は、第３の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロック図を示す。

ＬＥＤスペクトルは、許容度を持ち、従って、帯域通過フィルタのパスバンドを持つ。より大きい許容度において、ＰＰＧ信号のＤＣ要素の減衰は、かなり低くなることができる。タイトな許容度のコストがあまりに高くなる場合、この課題は、異なる放出波長を持つ２つの光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２を用いて解決されることができる。例えば、２つの光源（例えばＬＥＤ）は、同じタイプであるが、異なる色ビンを持つ。電子回路３０の増幅器の任意の残余ＤＣ出力に基づかれるＤＣキャンセルに関してフィードバックループ６０を介して２つの光源ＬＥＤ１及びＬＥＤ２の電流を制御することにより、バランスは回復されることができ、その結果、不必要なＤＣ又はＬＦ要素の減衰が最大となる。

図９は、第４の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロック図を示す。

すでに前述した様に、光源（例えばＬＥＤ）及び光学フィルタにおける生産許容度が原因で、コモンモード信号の拒絶は、所望のものより少なくなる可能性がある。この実施形態は、トランジスタＱ１及びＱ２を有する制御可能な電流デバイダの追加を介して、この課題を解決する。２つの帯域通過フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２からの第２の１つのＢＰＦ２が、より長い波長を持つことが想定される。これは、第２のフォトダイオードＤ２により生成される電流Ｉ３が、第１のフォトダイオードＤ１により生成される電流Ｉ１より常にわずかに大きいことを意味する。なぜなら、Ｈｂ０２吸収における６００ｎｍ周りの大きな傾斜において波長が増加するにつれ、ヘモグロビン、皮膚及びメラニンの吸収はすべて減少するからである。必要に応じて、この状況は、より大きい第２のフォトダイオードＤ２を提供することにより、又は、第１の帯域通過フィルタＢＰＦ１のパスバンドにおける透過をわずかに減らすことにより、強制されることができる点に留意されたい。この部分的な高光電流のＤＣ要素（即ち皮膚及びメラニン吸収）は、電流デバイダを用いてこの電流の特定のパーセンテージをシャントすることにより、生産許容度を補償するために用いられることができる。トランジスタＱ１及びＱ２の収集器電流の間の比率は、

に基づき、制御電圧Ｕｃｏｍｐにより制御される。

制御電圧Ｕｃｏｍｐは、電子回路３０の増幅器の出力信号における残余ＤＣ要素に基づき、ＤＣキャンセルフィードバックループ６２により生成される。

Ｕｃｏｍｐ＝０Ｖの場合、トランジスタＱ１及びＱ２の２つの収集器電流の間の比率は１にセットされることができる。その結果、第２のフォトダイオードＤ２の光電流Ｉ３の半分が、接地にシャントされる。この比率は、電流Ｉ３自体の値から独立している。その結果、両方のフォトダイオード電流のコモンモード要素におけるバランスは、制御電圧Ｕｃｏｍｐで制御されることができる。これは、固定された電圧で製造の間一度だけ実行されることができるか、又はＰＰＧ信号が影響されない帯域幅を持つＤＣキャンセルフィードバックループ６２を用いて連続的に実行されることができる。

指数関係のため、デバイダ比率は、相対的な低い制御電圧に関して飽和する。例えば、Ｕｃｏｍｐ＝１１８．８ｍＶに関して、比率は９９％にすでに達する。その結果、電流Ｉ３のわずか１％だけがシャントされる。この高いゲインは、エミッタ退化レジスタを加えることにより減らされることができる。

図１０は、第４の実施形態の第１の変更態様によるＰＰＧセンサデバイスに用いられる切替えられる積分器増幅器の概略的な回路図を示す。ここで、切替えられる積分器増幅器は、電子回路３０における電流対電圧コンバータとして使用される。切替えられる積分器増幅器は第１及び第２の制御スイッチＳ１及びＳ２と、第２のスイッチＳＷ２により切り替えられる積分帰還コンデンサＣを持つ演算増幅器ＯＰとを有する。

コモンモード（「ＤＣ」）要素を除去した後、結果として生じる光電流は、主にＰＰＧのみの信号であり、従って、非常に小さいＡＣ電流である。これは、（通常のトランス抵抗フォトダイオード増幅器の代わりに）切り替えられる積分トランスインピーダンス増幅器を用いて、優れた信号対ノイズ比（ＳＮＲ）で実現されることができる大きな増幅を可能にする。これらのＳＮＲ利点は、ＤＣ除去が原因による、本発明の実施形態において、有利に利用されることができる。

図１１は、第４の実施形態の第２の変更態様によるＰＰＧセンサデバイスにおいて用いられる電流対時間コンバータの概略的な回路図を示す。

図１０の修正された第４の実施形態は、電流対時間コンバータとして切替えられる積分器を機能させることにより改良されることができる。これにより、従来のアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）も置き換えられる。

切替えられる積分器増幅器のスイッチＳ１及びＳ２は、タイマー８０も実行するマイクロコントローラ７０により制御される。積分サイクルが始まるとき、タイマー８０もリセットされる。積分器の出力電圧は、時間と共に線形に増加する（即ち

となる）。積分器の出力電圧が所定の参照電圧レベルＶｒｅｆに到達するまで、切替えられる積分器増幅器部分の積分動作は続く。Ｖｒｅｆに達するとき、コンパレータＣＰがマイクロコントローラ７０及びタイマー８０を中断する。タイマー値は、

として、入力電流に関連付けられる。従って、ＰＰＧ信号は、積分サイクルの持続時間を計数することにより測定されることができる。絶対の精度が重要ではないので、充分な短期安定性が保証される限り、コンデンサＣ及び参照電圧レベルＶｒｅｆの正確な値は必要とされない。最も近代的なマイクロコントローラは、カウンタ又はタイマー及びコンパレータを具備するので、第４の実施形態のこの修正は、従来のＰＰＧセンサにおいて通常必要とされるＡＤＣのコストを節約する。

第４の実施形態の第３の変更態様によれば、２つの帯域通過フィルタＢＰＦ１及びＢＰＦ２は、２つのビームにおける光のビームをスプリットする二色性の光学コーティングを持つ光学デバイスである１つのダイクロイックビームスプリッタで置き換えられる。その特性に基づき、透過に対する反射の比率は、入射光の波長の関数として変化する。この場合、環境光は、拒絶されない。従って、ＰＰＧセンサは遮蔽されなければならないか、又は、光源は、第１の実施形態に関連して説明したように、ロックイン増幅器と組み合わせて変調されることができる。

図１２は、第５の実施形態に用いられる血液及び組織の波長依存の吸収係数及び密接に分離された波長の値を示すダイアグラムを示す。

図１２のクローズアップは、特定のメラニン濃度と共に、ＰＰＧセンシングにおける２つの最も重要な貢献、即ちオキシヘモグロビン（Ｈｂ０２）及び皮膚組織（ＭＥＬ）の吸収スペクトルを示す（ここでは、明るい色の皮膚が、説明の便宜上示される。しかし、より暗い皮膚に関して、吸収は１００倍以上大きいことがありえる）。３つの密接に分離された波長（λ１＜λ２＜λ３）における値も、示される。

３つの波長λ１、λ２及びλ３は、λ２での組織吸収が、他の２つの組織吸収の平均に等しい（即ち

）よう選択される。しかし、これは、血液吸収に関しては当てはまらない場合がある。λ１及びλ３測定の平均をλ２測定から減算することは、皮膚吸収の影響を完全に拒絶する。

であるので、ＰＰＧ信号は、受信端での２つのフォトダイオードＤ１及びＤ２での減算によっては拒絶されない。

この例は、特定の波長（例えば５７６±６ｎｍ）に関して示されるが、関連するスペクトルが、より多くの可能性を示すことは明白である（例えば約５６０ｎｍ、５４１ｎｍ等）。３つの波長を近くで一緒に選択することは、重要である（しかし、必須ではない）。なぜなら、提案されたアプローチは、皮膚の他の光学パラメータ、例えば、散乱、異方性及び屈折率の波長依存性を考慮しないからである。これらのパラメータは波長と共に変化する。その結果、更に離れて波長を選択することは、異なる光学経路が、サンプリングされ、及び比較されることをもたらし、従って、不必要なＤＣ又はＬＦ要素（例えば運動アーチファクト）のより低い拒絶をもたらす。

３つの波長を近くで一緒に選択することは、それらが単一のソースから生成されることができるという追加的な利点を提供する（例えば、通常のＬＥＤは、２０〜３０ｎｍのＦＷＨＭを容易に持ち、これは、この第５の実施形態に関してＬＥＤを理想的なソースにする）。更なる利点は、波長がほとんど等しい場合、検出器感度における偏差を少なくする点にある。

図１３は、第５の実施形態によるＰＰＧセンサデバイスの概略的なブロック図を示す。

第５の実施形態のＰＰＧセンサデバイスは、１つの光源ＬＥＤ１及びそれぞれ異なる波長感度を持つ２つの光検出器を用いて構築される。それらは例えば、２つのフォトダイオードＤ１及びＤ２の前で２つの異なるフィルタを用いて実現されることができる。第１の検出器は、帯域通過フィルタＢＰＦを具備し、第２の検出器は、対向するバンド拒絶（ノッチ）特性を持つノッチフィルタＮＯを具備する。従って、バンドパスフィルタリングされた第１の検出器は、中央波長領域（λ２）における信号要素を測定し、ノッチフィルタを具備する第２の検出器は、外側の波長領域（λ１及びλ３）における信号要素の合計を測定する。

第５の実施形態の光検出器構成は、コモンモード信号を拒絶する。なぜなら、２つの光電流Ｉ１及びＩ２が、電子回路３０の入力で各々から減算され、電子回路３０の出力は、血液から生じる必要な差分ＰＰＧ信号だけだからである。従って、電子回路３０の増幅器は、ＰＰＧ信号だけを増幅することを必要とする。これは、増幅器及びＡＤＣに関する有益なダイナミックレンジを解放する。

図１４は、第５の実施形態において使用される帯域通過フィルタＢＰＦ及びノッチフィルタＮＯのフィルタ特性を示す。

ノッチフィルタＮＯのパスバンドの外側境界は、光源ＬＥＤのスペクトル限界により形成される。代替的に、第２のフィルタは、二重帯域通過設計を持つことができる。これはソース帯域幅要件を除去する。

更に、検出器の寸法は、第１のフォトダイオードＤ１（λ２）において、及び、第２のフォトダイオードＤ２（λ１＋λ３）において測定される組織吸収が等しいよう、スケール化されることができる。一般に、第１のフォトダイオードＤ１が第２のフォトダイオードＤ２の２倍の大きさである場合、これが当てはまる。

両方の信号が、同じ光学経路から生じることを確実にするため、２つの検出器ができるだけ物理的に近くに置かれることが、重要である。これは、ビームスプリッタを使用することにより、光学的に実現されることができる。変形例は、ソース周りで対称的に配置することである。

更に、第５の実施形態のＰＰＧセンサデバイスは、３つの検出器（例えば、第２のフォトダイオードＤ２が、２つの分離したフォトダイオードとして実現される）、及び（第１のフォトダイオードＤ１に関する）１つの帯域フィルタ、又は各フォトダイオードに関する３つの分離した帯域通過フィルタで実現されることもできる。

要約すると、運動アーチファクト及び／又はダイナミックレンジ要件を介して通常はセンサ精度を制限する大きいＤＣ又はＬＦオフセットなしに組織変動信号（例えばＰＰＧ信号）を測定する方法及び装置が記載される。提案されたソリューションは、ＰＰＧ信号から乱れを分離することに基づかれる。これは、変調されたＰＰＧ信号の作成により、又は、差分ＰＰＧ信号の作成により、及びＤＣ又はＬＦ要素を除去するよう構成される最適化されたセンサ構成により、実現されることができる。実施形態の一般的な基礎は、血液及び他の運動ソース（例えば、皮膚、メラニン等）の間のスペクトル差である。大きい傾斜差が、コモンモード（ＣＭ）及びディファレンシャルモード（ＤＭ）信号を作成するか、若しくは信号及び干渉を異なるゲインで変調するのに直接使用され、又は、吸収係数における異なる変化を持つスペクトルの異なる部分が、ＣＭ／ＤＭ信号を作成するために用いられる。特定の吸収係数に関しては、実質的な差は、個別の吸収係数の間の差が５０ｃｍ^−１より大きくなければならない一方、第１及び第２の波長の間の差は、３０ｎｍより大きくない、好ましくは２０ｎｍより大きくないべきであるという意味において理解されることができる。この差は、血液の吸収曲線の大きな青の傾斜、琥珀／赤の傾斜及び中間のより小さい傾斜の使用をカバーする。

本発明が図面及び前述の説明において詳細に図示され及び説明されたが、斯かる図示及び説明は、説明的又は例示的であると考えられ、本発明を限定するものではない。本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。例えば、上記の第１〜第５の実施形態及びそれらの変更態様は、透過型のＰＰＧセンサに関連して記載されたが、それらは全て、反射型のＰＰＧセンサに関しても同様に実現されることができる。

更に、第１〜第５の実施形態の提案された測定概念は、異なる物質の異なる吸収特性により影響される他の光学センサに適用されることができる。

図面、開示及び添付された請求項の研究から、開示された実施形態に対する他の変形が、請求項に記載の本発明を実施する当業者により理解され、実行されることができる。請求項において、単語「有する」は他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数性を除外するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味するものではない。

前述の説明は、本発明の特定の実施形態を詳述する。しかしながら、前述の実施形態がテキストにおいてどんなに詳細に現れるとしても、本発明は、さまざまな方法で実現されることができ、従って、開示される実施形態に限定されるものではない点を理解されたい。本発明の特定の特徴又は側面を説明するときの特定の用語の使用が、この用語が関連付けられる本発明の特徴又は側面の任意の特定の特性を含むよう限定されるべく、この用語が本書において再定義されることを意味するものとし解釈されるべきではない点に留意されたい。

単一のユニット又はデバイスが、請求項において列挙される複数のアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味するものではない。

Claims (14)

1. 組織領域において提供される血液のヘモグロビンの変動の光学センシングに関する装置であって、
   第１の波長の第１の光学信号及び第２の波長の第２の光学信号を組織領域の方へ送信する少なくとも１つの光学放射線源であって、前記第１の波長及び第２の波長の間の血液のヘモグロビンの波長依存の吸収係数の変化が、透過の間、前記第１及び第２の光学信号に影響する組織の波長依存の吸収係数の対応する変化から５０ｃｍ^−１以上異なる一方、前記第１及び第２の波長の間の差は、３０ｎｍより大きくない、少なくとも１つの光学放射線源と、
   前記組織領域において反射又はこれを通り透過される前記第１の光学信号の第１の部分、及び前記組織領域において反射又はこれを通り透過される前記第２の光学信号の第２の部分を検出する少なくとも１つの光学放射線検出器と、
   前記組織によりもたらされる不必要な要素が増幅及び後続の信号処理の前に抑制されるよう、前記第１の光学信号の前記第１の部分の所定の要素及び前記第２の光学信号の所定の要素をフィルタリングする少なくとも１つのフィルタとを有する、装置。
2. 前記少なくとも１つの光学放射線源が、２０ｎｍ未満の分離を持つ前記第１及び第２の波長を生成するよう構成される、請求項１に記載の装置。
3. 前記第１及び第２の光学信号の振幅を所定の周波数でアウトオブフェーズに変調するモジュレータを更に有し、前記少なくとも１つのフィルタが、コンデンサ又はＤＣ回復ループを有し、前記コンデンサ又はＤＣ回復ループが、前記第１及び第２の部分の前記不必要な要素としてＤＣ要素を除去する、請求項１に記載の装置。
4. 前記モジュレータが、前記所定の周波数でオン／オフに交互に切替えられるよう前記第１及び第２の光学信号を変調するよう構成される、請求項３に記載の装置。
5. 前記第１及び第２の波長が、琥珀又は青の波長領域から選択される、請求項１に記載の装置。
6. 前記所定の周波数と異なる更なる所定の周波数により、前記第１及び第２の光学信号の振幅を変調する更なるモジュレータを更に有し、これにより、前記第１及び第２の部分における運動要素を得るため、前記第１及び第２の光学信号の強度のアンバランスがもたらされる、請求項３に記載の装置。
7. 前記少なくとも１つのフィルタが、前記第１の波長をフィルタリングし、前記少なくとも１つの光学放射線検出器の第１の光学放射線検出器に前記フィルタリングされた出力信号を供給する第１の帯域通過フィルタと、前記第２の波長をフィルタリングし、前記少なくとも１つの光学放射線検出器の第２の光学放射線検出器に前記フィルタリングされた出力信号を供給する第２の帯域通過フィルタとを有し、前記装置は、前記第１及び第２の光学放射線検出器により生成された電気的出力信号を互いに減算するよう構成される、請求項１に記載の装置。
8. 前記少なくとも１つの光学放射線源が、第３の波長の第３の光学信号を生成するよう構成され、前記第１、第２及び第３の光学波長は、前記第２の波長での前記組織の波長依存の吸収の値が、前記第１及び第３の波長での前記組織の波長依存の吸収の値の平均に等しいよう選択され、前記少なくとも１つのフィルタが、前記第２の波長のみをフィルタリングし、前記少なくとも１つの光学放射線検出器の第１の光学放射線検出器に前記フィルタリングされた出力信号を供給する第１のフィルタと、前記第１及び第３の波長のみをフィルタリングし、前記少なくとも１つの光学放射線検出器の第２の光学放射線検出器に前記フィルタリングされた出力信号を供給する第２のフィルタとを有し、前記装置は、前記不必要な要素を抑制するため、前記第１及び第２の光学放射線検出器により生成される電気的出力信号を互いに減算するよう構成される、請求項１に記載の装置。
9. 前記少なくとも１つの光学放射線源が、前記第１の光学信号を生成する第１の光学放射線源と前記第２の光学信号を生成する第２の光学放射線源とを有し、前記装置が、前記不必要な要素の検出された残余量に基づき、前記第１及び第２の光学放射線源を制御するフィードバックループを更に有する、請求項７又は８に記載の装置。
10. 前記不必要な要素の検出された残余量に応じてフィードバックループにより生成される制御信号に基づき、前記第１及び第２の光学放射線検出器の前記電気的出力信号の比率を調整するよう制御可能な電流デバイダを更に有する、請求項７又は８に記載の装置。
11. 前記減算された電気的出力信号の結果として生じる信号を増幅する切替えられる積分器増幅器を更に有する、請求項７又は８に記載の装置。
12. 前記切替えられる積分器増幅器が、電流対時間変換回路において提供される、請求項１１に記載の装置。
13. 前記第１及び第２の光学放射線検出器が、サイズ及び／又は感度によりスケール化される、請求項１１に記載の装置。
14. 組織領域において提供される血液のヘモグロビンの変動の光学センシングの方法において、
    少なくとも１つの光学放射線源により、第１の波長の第１の光学信号及び第２の波長の第２の光学信号を組織領域の方へ送信するステップと、
    前記第１の波長及び第２の波長の間の血液のヘモグロビンの波長依存の吸収係数の変化が、透過の間、前記第１及び第２の光学信号に影響する組織の波長依存の吸収係数の対応する変化から５０ｃｍ^−１以上異なる一方、前記第１及び第２の波長の間の差は、３０ｎｍより大きくないよう、前記第１及び第２の波長を選択するステップと、
    少なくとも１つの光学放射線検出器により、前記組織領域において反射又はこれを通り透過される前記第１の光学信号の第１の部分、及び前記組織領域において反射又はこれを通り透過される前記第２の光学信号の第２の部分を検出するステップと、
    少なくとも１つのフィルタにより、前記組織により生じる不必要な要素が増幅及び後続の信号処理の前に抑制されるよう、前記第１の光学信号の前記第１の部分の所定の要素及び前記第２の光学信号の所定の要素をフィルタリングするステップとを有する、方法。

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