活體信息測量裝置和光發射元件的製作方法
2023-06-04 17:23:12 3
本發明涉及活體信息測量裝置和光發射元件。
背景技術：
日本未審查專利申請第2008-212258號公報描述了一種光學檢測裝置，該光學檢測裝置包括：多個光發射元件，其形成在基板上；光接收元件，其接收來自用從光發射元件發射的光束照射的外部對象的反射光束並且將反射光束轉換成電檢測信號；驅動單元，其能夠彼此獨立地驅動多個光發射元件；存儲單元，當多個光發射元件彼此獨立地被驅動時，該存儲單元存儲所獲得的多個檢測信號以對應於多個光發射元件；以及確定單元，其基於存儲單元中存儲的多個檢測信號來確定多個光發射元件中的一個將用作光源。
日本第4475601號專利描述了一種光發射傳感器裝置，該光發射傳感器裝置：包括基板；光發射單元，其設置在基板上並且朝向對象發射具有不同波長的多個光束，使得光束至少部分地交疊；以及光接收單元，其設置在基板上並且針對每個波長檢測由於多個所發射的光束生成的來自對象的光束。
日本未審查專利第2013-000158號公報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；光發射單元，其通過第一基板朝向對象發射光束；光接收單元，其設置在第一基板面向對象的表面上，使得其光接收面面向對象，並且該光接收單元輸出根據從對象接收的光的信號；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，並且該光阻擋單元被形成為覆蓋光接收單元。
用於測量活體信息的已知技術的示例包括：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，其通過使用雙波長光電容積脈搏波來測量氧飽和度。近年來，已經開發了通過使用由紅血細胞的速度造成的光的都卜勒頻移來檢測血流信息的血流傳感器。使用先進的製造技術，已經減小了這種血流傳感器的尺寸，以便可附接到指尖。血流傳感器能夠測量血流信息，諸如血流量、血流速度和血量。
直到最近，單個傳感器裝置被用於測量單個類型的活體信息。然而，近來，已經積極地開發了均能夠測量多種類型活體信息的可佩戴裝置。為了開發能夠測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。
當通過用光照射活體同時測量活體的光電容積脈搏波(或氧飽和度)和血流信息時，必須使用具有更窄的光發射光譜寬度的單模雷射束來測量血流信息。然而，單模雷射束的光發射量小。另一方面，必須使用具有大光發射量的光束來測量光電容積脈搏波(或氧飽和度)。因此，如果使用單模雷射束，則光發射量可能不足。而且，如果使用單模雷射束，則都卜勒頻移可能產生噪聲。
技術實現要素：
與通過使用僅單模雷射束來測量多種類型活體信息的情況相比，本發明的目的是提供能夠高精度地測量多種類型活體信息的小活體信息測量裝置和小光發射元件。
根據本發明的第一方面，一種活體信息測量裝置包括：第一光發射單元，其發射單模雷射束；第二光發射單元，其發射多模光束或led光束；光接收元件，其接收當所述第一光發射單元和所述第二光發射單元朝向活體發射所述光束時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射單元和所述第二光發射單元的光發射時段；以及測量單元，其通過使用由所述光接收元件連續接收的反射光束或透射光束中的每個測量關於所述活體的多種類型活體信息。
根據本發明的第二方面，所述控制單元控制所述光發射時段，使得所述第一光發射單元的所述光發射時段和所述第二光發射單元的所述光發射時段不交疊。
根據本發明的第三方面，所述測量單元測量所述活體的血流信息和脈搏波(plethysmogram)作為所述活體信息。
根據本發明的第四方面，所述第二光發射單元包括發射具有不同波長的光束的兩個光發射元件，並且所述測量單元測量所述活體的血流信息和氧飽和度作為所述活體信息。
根據本發明的第五方面，所述活體信息測量裝置還包括：增益調整單元，其執行增益調整，使得對應於由所述光接收元件接收的每個光束的光接收信號的電平落在指定範圍內。
根據本發明的第六方面，所述第一光發射單元和所述第二光發射單元形成在同一半導體基板上。
根據本發明的第七方面，所述第一光發射單元和所述第二光發射單元中的每個是表面發射雷射器。
根據本發明的第八方面，光發射元件包括：第一光發射單元，其發射單模雷射束；以及第二光發射單元，其發射多模光束或led光束。所述第一光發射單元和所述第二光發射單元形成在同一半導體基板上。
根據本發明的第九方面，所述第一光發射單元和所述第二光發射單元中的每個是表面發射雷射器。
通過本發明的第一方面，與通過僅使用單模雷射束來測量多種類型活體信息的情況相比，可以高精度地測量多種類型活體信息。
通過本發明的第二方面，與光發射時段交疊的情況相比，可以高精度地測量多種類型活體信息。
通過本發明的第三方面，與通過僅使用單模雷射束來測量血流信息和脈搏波的情況相比，可以高精度地測量血流信息和脈搏波。
通過本發明的第四方面，與通過僅使用單模雷射束來測量血流信息和氧飽和度的情況相比，可以高精度地測量血流信息和氧飽和度。
通過本發明的第五方面，與不調整所接收信號的增益的情況相比，可以高精度地測量多種類型活體信息。
通過本發明的第六方面，與第一光發射單元和第二光發射單元形成在不同半導體基板上的情況相比，可以減小裝置的尺寸。
通過本發明的第七方面，與第一光發射單元和第二光發射單元不是表面發射雷射器的情況相比，可以減小活體信息測量裝置的尺寸。
通過本發明的第八方面，與第一光發射單元和第二光發射單元形成在不同半導體基板上的情況相比，可以減小光發射元件的尺寸。
通過本發明的第九方面，與第一光發射單元和第二光發射單元不是表面發射雷射器的情況相比，可以減小光發射元件的尺寸。
附圖說明
將基於以下附圖詳細地描述本發明的示例性實施方式，附圖中：
圖1是示出血流信息和血氧飽和度的測量的示例的示意圖；
圖2是示出由於來自活體的反射光導致的所接收光的量的改變的一個示例的曲線圖；
圖3是用於解釋當用雷射束或透射光束照射血管時發生的都卜勒頻移的示意圖；
圖4是用於解釋當用雷射束照射血管時發生的光斑(speckle)的示意圖；
圖5是示出光譜分布關於所接收光的光量的改變的一個示例的曲線圖；
圖6是示出血流信息的改變的一個示例的曲線圖；
圖7是示出活體中吸收的光的吸收率的改變的一個示例的曲線圖；
圖8是活體信息測量裝置的示例性框圖；
圖9示出光發射元件的布置的示例；
圖10示出光發射圖案的一個示例；
圖11示出光發射圖案的一個示例；
圖12示出光發射圖案的一個示例；
圖13示出光發射圖案的一個示例；
圖14示出光發射圖案的一個示例；以及
圖15示出光發射圖案的一個示例。
具體實施方式
下文中，將參照附圖描述本發明的示例性實施方式。在所有附圖中，執行相同操作或具有相同功能的元件將由相同數字表示，並且將省略這種元件的冗餘描述。
參照圖1，將描述測量作為與血液有關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量：通過從光發射元件1朝向患者身體(活體8)發射光；通過使用光接收元件3接收由患者身體中的動脈4、靜脈5、毛細血管6等反射或透射的光；並且通過測量所接收光的強度(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，橫軸表示時間，並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接收的光量隨時間改變。認為該改變由於用光照射包括血管的活體8時發生的以下三種光學現象而發生。
第一光學現象是由於通過脈動測量的血管中存在的血液量的改變導致發生的光的吸收的改變。血液包括諸如紅血細胞的血細胞，並且血液在諸如毛細血管6的血管中移動。因此，當血液量改變時，在血管中移動的血細胞的數量也改變。該改變可能影響由光接收元件3接收的光的量。
第二光學現象是都卜勒頻移的影響。
圖3示出例如光發射元件1朝向包括毛細血管6(其是血管的示例)的區域發射具有頻率ω0的相干光束40(諸如雷射束)。在這種情況下，具有頻率差δω0的都卜勒頻移發生在由於由在毛細血管6中移動的血細胞散射相干光束40導致生成的散射光42的一部分中。頻率差δω0由血細胞的移動速率來確定。相反，由於由不包括移動成分(諸如血細胞)的器官(靜止組織)散射相干光束40導致產生的散射光42的另一部分具有與所發射的光束的頻率ω0相同的頻率。因此，由血管(諸如毛細血管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的另一部分彼此幹涉。因此，具有頻率差δω0的差拍信號由光接收元件3觀察到，並且由光接收元件3接收的光的量隨時間改變。取決於血細胞的移動速率的、由光接收元件3觀察到的差拍信號的頻率差δω0在具有幾十千赫茲的上限的範圍內。
第三光學現象是光斑的影響。
圖4示出光發射元件1朝向沿箭頭44的方向移動的血細胞7(諸如紅血細胞)發射相干光束40(諸如雷射束)的情況。在這種情況下，雷射束沿各種方向由血細胞7散射。具有不同相位的散射光隨機地彼此幹涉。由此，具有隨機斑點圖案的光強度分布發生。以此方式形成的光強度分布圖案被稱為「光斑圖案」。
如上所述，因為血細胞7在血管中移動，所以通過血細胞7散射光的方式改變，並且光斑圖案隨時間變化。因此，由光接收元件3接收的光量隨時間改變。
接著，將描述獲得血流信息的方法的示例。參照圖2，當獲得由光接收元件3接收的光量的時序數據時，切掉預定單位時間t0內的數據的一部分。通過對數據執行例如快速傅立葉變換(fft)，獲得針對頻率ω的光譜分布。圖5是示出表示單位時間t0中針對頻率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，而縱軸表示光譜強度。
血液量與通過關於總光量規格化由圖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於頻率ω的積分除以陰影線區域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)通過使用用於計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，血流信息不限於這些。
圖6是示出表示計算得到的單位時間t0內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，橫軸表示時間，而縱軸表示血流量。
如圖6所示，血流量隨時間變化，並且變化的傾向被分為兩種類型。例如，圖6的間隔t2內的血流量的變化範圍90大於圖6的間隔t1內的血流量的變化範圍88。假設這是因為間隔t1內的血流量的改變主要由於脈動並且間隔t2內的血流量的改變由於例如充血。
當測量血流量時，為了測量都卜勒頻移，單模雷射器被用作用於測量血流量的光發射元件1。這是因為單模雷射器發射具有比其它光束更小的光發射光譜寬度的單模雷射束。下文中，用於測量血流量的單模雷射器將被稱為「光發射元件ld1」。
氧飽和度的測量
接著，將描述血氧飽和度的測量。血氧飽和度是氧結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，諸如貧血的症狀越來越可能發生。
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吸收的光的量傾向於隨時間變化。
具體地，由活體8吸收的光的吸收率主要由於由動脈4吸收的光的吸收率的改變而發生。與由於動脈4導致發生的改變相比，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。這是因為從心臟泵送出的動脈血隨脈搏在動脈4中移動，以使動脈4在沿著動脈4的截面的方向隨時間擴張和收縮，從而動脈4的厚度改變。圖7中箭頭94所示出的範圍示出了根據動脈4的厚度的變化發生的所接收光的光吸收量的變化。
參照圖7，由於動脈4的厚度的改變導致的所吸收光的量的變化δa由以下表達式(1)來表示，其中，ia是在時間ta接收的光量，並且ib是在時間tb接收的光量。
δa＝ln(ib/ia)(1)
已知流過動脈4的氧結合到的血紅蛋白(氧合血紅蛋白)傾向於吸收紅外線範圍中的具有尤其大約880nm頻率的光，而未結合氧的血紅蛋白(還原血紅蛋白)傾向於吸收紅色範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不同波長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。然後，氧飽和度s通過使用表達式(2)來計算，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，並且k是比例常數。
s＝k(δared/δair)(2)
即，當計算血氧飽和度時，使發射具有不同波長的光束的多個光發射元件1(具體地，發射ir光束的光發射元件1a和發射紅光的光發射元件1b)發射光束，使得光發射時段不交疊。從光發射元件1a和1b發射且由活體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。然後，通過使用在光接收時間接收的光量計算表達式(1)和表達式(2)(或通過變換這些表達式獲得的其它表達式)的值來測量氧飽和度。
例如，所吸收光的量的變化δa可以由通過變換表達式(1)獲得的以下表達式(3)來表示。
δa＝lnib-lnia(3)
表達式(1)還被變換為以下表達式(4)。
δa＝ln(ib/ia)＝ln(1+(ib-ia)/ia)(4)
因為通常(ib-ia)＜＜ia，所以ln(ib/ia)≈(ib-ia)/ia。因此，代替表達式(1)，以下表達式(5)可以用於表示所吸收光的量的變化δa。
δa≈(ib-ia)/ia(5)
下文中，發射ir光束的光發射元件1a將被稱為「光發射元件ld2」，並且發射紅光的光發射元件1b將被稱為「光發射元件ld3」。在本示例性實施方式中，產生更大光量的多模雷射器被用作光發射元件ld2和ld3，這是因為為了增加s/n比，大光量是必須的。
即，在本示例性實施方式中，單模雷射器被用作用於測量血流信息的光發射元件ld1，並且多模雷射器被用作用於測量血氧飽和度的光發射元件ld2和ld3。
圖8是根據本示例性實施方式的活體信息測量裝置10的示例性框圖。
如圖8所示，活體信息測量裝置10包括控制器12、驅動電路14、放大電路16、模擬/數字(a/d)轉換電路18、測量單元20、光發射元件ld1至ld3以及光接收元件3。
驅動電路15包括給光發射元件ld1至ld3提供電力的電力供給電路。控制器12向驅動電路14輸出用於控制光發射元件ld1至ld3的光發射周期和光發射時段的控制信號。
當從控制器12接收到控制信號時，驅動電路14根據由控制信號指示的光發射周期和光發射時段給光發射元件ld1至ld3提供電力，以驅動光發射元件ld1至ld3。
放大電路16放大對應於由光接收元件3接收的光的強度的電壓。這裡，例如，光接收元件3輸出對應於所接收光的強度的電壓。另選地，光接收元件3可以輸出對應於所接收光的強度的電流。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具有增益調整功能並且執行增益調整，使得由放大電路16放大的信號的電平落入a/d轉換電路18的指定輸入範圍內。
由放大電路16放大的電壓被輸入到a/d轉換電路18。a/d轉換電路18數位化由電壓表示的由光接收元件3接收的光量，並且輸出數位化的所吸收光的量。
已經由a/d轉換電路18數位化的所吸收光的量被輸入到測量單元20。測量單元20對從光發射元件ld1發射且由光接收元件3接收的光量執行fft，以計算針對頻率ω的光譜分布。然後，測量單元20通過使用光譜分布和頻率ω來測量血流信息。
已經由a/d轉換電路18數位化的所吸收光的量被輸入到測量單元20。測量單元20管理從光發射元件ld2和光發射元件ld3發射且由光接收元件3接收的光的量的時序數據。測量單元20通過使用表達式(1)計算從光發射元件ld2發射且由活體8吸收的光量的變化δair和從光發射元件ld3發射且由活體8吸收的光量的變化δared，並且通過使用表達式(2)計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，測量氧飽和度。
如圖9所示，光發射元件ld1至ld3形成在同一半導體基板22上。由此，實現裝置的尺寸的減小。在本示例性實施方式中，表面發射雷射器被用作光發射元件ld1至ld3。另選地，可以使用邊緣發射雷射器。
如上所述，當測量單元20測量血流信息時，使用由於差拍信號導致的光接收量的光譜分布。因此，優選地，能夠容易產生差拍信號的雷射裝置被用作光發射元件ld1。
然而，用於測量氧飽和度的光不必須是雷射束，只要可以計算所吸收光的量的變化δair和δared即可。因此，均發射led光束的發光二極體(led)或有機發光二極體(oled)可以用作光發射元件ld2和ld3。因此，光發射元件ld2和ld3的組合可以是多模雷射器的組合、發光二極體的組合、多模雷射器和發光二極體的組合中的任一個。
由此，因為單模雷射器被用於測量血流信息並且兩個多模雷射器被用於測量氧飽和度，所以與通過僅使用單模雷射束執行測量的情況相比，可以高精度地測量血流信息和氧飽和度。
接著，將描述光發射元件ld1至ld3的光發射圖案。
圖10示出光發射圖案的示例。以圖10示出的光發射圖案，控制光發射元件ld1至ld3連續地發射光束。在圖10示出的光發射圖案中，光發射元件ld1至ld3的光發射時段的長度例如是相同的。
當測量血流信息時，因為由光接收元件3觀察到的差拍信號的頻率差δω0在幾十千赫茲的範圍內，所以必須使光發射元件ld1發射具有高於或等於頻率差δω0的兩倍的頻率的雷射束。相反，當測量血氧飽和度時，測量所接收光的量的頻率在大約30hz至1000hz的範圍中就足夠了。因此，光發射元件ld2和ld3的光發射定時的頻率在大約30hz至1000hz的範圍中就足夠了。即，不必須使光發射元件ld2和ld3與光發射元件ld1的光發射定時的頻率同步地發射光束。光發射元件ld2和ld3的光發射定時的頻率可以低於光發射元件ld1的光發射定時的頻率。
因此，如圖11示出的光發射圖案，光發射元件ld2和ld3的光發射定時的頻率可以低於光發射元件ld1的光發射定時的頻率。即，光發射元件ld2和ld3每單位時間發射光束的次數可以小於光發射元件ld1每單位時間發射光束的次數。
如圖12示出的光發射圖案中，光發射元件ld1可以在光發射元件ld2和ld3停止發射光束的每個時段期間連續地發射光束。
當測量脈搏波而不是氧飽和度時，可以省略光發射元件ld3。如下測量脈搏波。例如，脈搏波形和脈搏率通過使用從光發射元件ld2發射且由光接收元件3接收的光量來測量，這是因為由光接收元件3接收的光量由於動脈的脈動而改變。脈搏波通過例如計算脈搏波形的二次導數來獲得。脈搏波被用於例如估計血管年齡或診斷動脈硬化。
圖13示出當測量血流信息和脈搏波時使用的光發射圖案的示例。以圖13示出的光發射圖案，控制光發射元件ld1和ld2連續地發射光束。在圖13示出的光發射圖案中，光發射元件ld1和ld2的光發射時段的長度是相同的。
如在測量氧飽和度的情況下，不必須使光發射元件ld2與光發射元件ld1的光發射定時的頻率同步地發射光束。光發射元件ld2的光發射定時的頻率可以低於光發射元件ld1的光發射定時的頻率。
因此，如在圖14示出的光發射圖案中，光發射元件ld2的光發射定時的頻率可以低於光發射元件ld1的光發射定時的頻率。即，光發射元件ld2每單位時間發射光束的次數可以小於光發射元件ld1每單位時間發射光束的次數。
如在圖15示出的光發射圖案中，光發射元件ld1可以在光發射元件ld2停止發射光束的每個時段期間連續地發射光束。
在上述示例性實施方式中，活體信息測量裝置10被用於測量血流信息、氧飽和度和脈搏波。然而，活體信息測量裝置10可以用於測量血液成分(血糖水平等)、血壓等。
對本發明的示例性實施方式的上述說明被提供用於示出和說明的目的。不旨在是詳盡的，或者將本發明限於所公開的精確形式。顯而易見的是，很多修改例和變型例對於本領域技術人員是明顯的。選擇和描述實施方式以最好地解釋本發明的原理及其實際應用，以使本領域技術人員能夠理解本發明的各種實施方式，以及各種變型例適合於所設想的具體用途。本發明的範圍旨在由所附權利要求及其等同物來限定。