活體信息測量裝置的製作方法

2023-07-26 04:20:47 1

本公開涉及一種活體信息測量裝置。

背景技術：

專利文獻1公開了一種自發射型傳感器裝置，該自發射型傳感器裝置包括：基座；光照射部，其設置在基座上，並且用具有不同波長的光束照射目標(subject)，使得光束至少部分地彼此交疊；以及光接收部，其設置在基座上，並且針對各個波長檢測歸因於所照射的光束的、來自目標的光。

專利文獻2公開了一種測量氧飽和度和血流量的測量裝置，該測量裝置包括：第一發光元件，其發出第一波長的光；第二發光元件，其發出第二波長的光；驅動電路，其使第一發光元件和第二發光元件在不同時間點發光；第一光接收元件，其被設置為接收從第一發光元件發出的、且透過或散射穿過設置在如下位置處的生物組織的光，其中，第一發光元件和第二發光元件的光照射到該位置；第二光接收元件，其設置在如下位置處，該位置與第一光接收元件分開預定距離，以便接收從第一發光元件和第二發光元件發出的、且透過或散射穿過生物組織的光；如下計算裝置，其用於基於經由來自第一發光元件和第二發光元件的光的第二光接收元件的輸出，來計算生物組織的血液中的氧飽和度；以及如下計算裝置，其用於基於經由來自第一發光元件的光的第一光接收元件和第二光接收元件的輸出的互相關函數，來計算生物組織的血液的流速。

專利文獻1：日本第4,475,601號專利

專利文獻2：jp-a-07-265284

技術實現要素：

當測量諸如血液中的氧的飽和度和血流量這樣的多個生物信息時，可以使用一種方法，該方法中，發出不同波長的光的多個發光元件朝向活體交替發光，並且基於透過活體或從活體反射的光的量的改變，來測量生物信息。

然而，在這種情況下，即使可以在不使多個發光元件的發光交替的情況下測量多個生物信息，因為多個發光元件交替發光並且連續執行其驅動控制，所以與測量生物信息所需的電力相比，消耗了更多的電力。

本發明的目的是，在測量多個生物信息時，與多個發光元件交替發光的情況相比，減少多個發光元件中消耗的電力。

根據本發明的第一方面，提供了一種活體信息測量裝置，該活體信息測量裝置包括：

第一發光元件和第二發光元件，所述第一發光元件和第二發光元件各發出不同波長的光；

光接收元件，其接收從所述第一發光元件和所述第二發光元件發出的所述光；

控制單元，其控制所述第一發光元件和所述第二發光元件中的每一個的發光時段，使得每單位時間的所述第二發光元件的發光次數少於每單位時間的所述第一發光元件的發光次數；以及

測量單元，其基於在所述光接收元件中接收的所述光，來測量多個活體信息。

根據本發明的第二方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述控制單元控制所述第一發光元件和所述第二發光元件的所述發光時段，使得所述發光時段彼此不交疊。

根據本發明的第三方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元基於如下各項來測量所述多個活體信息：由所述第一發光元件發出的、且在所述光接收元件中接收的光的量的頻譜；由所述第一發光元件發出的、且在所述光接收元件中接收的光的量；和由所述第二發光元件發出的、且在所述光接收元件中接收的光的量。

根據本發明的第四方面，提供了根據第一至第三方面中任意一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元通過使用如下各項的組合來測量所述多個活體信息：所述第一發光元件的發光時段中的所接收的光的量；以及與所述第一發光元件的所述發光時段相鄰的、所述第二發光元件的發光時段中的所接收的光的量。

根據本發明的第五方面，提供了根據第四方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元把在特定時段中所包括的所述第一發光元件的各個發光時段中的所接收的光的量的平均值假定為，在所述第一發光元件的所述發光時段中的所接收的光的量，並且所述測量單元把在所述第二發光元件的各個發光時段(第二發光元件的各個發光時段與所述特定時段中所包括的所述第一發光元件的所述各個發光時段相鄰)中的所接收的光的量的平均值假定為，所述第二發光元件的所述發光時段中的所接收的光量。

根據本發明的第六方面，提供了根據第四方面的活體信息測量裝置，

其中，在所述第一發光元件的所述發光時段和所述第二發光元件的所述發光時段中的至少一個中，所述測量單元多次從所述光接收元件獲取所接收的光的量，並且所述測量單元把所述獲取的所接收的光的量的平均值假定為，在從所述光接收元件多次獲取所接收的光的量時的發光時段期間的所接收的光的量。

根據本發明的第七方面，提供了根據第五方面的活體信息測量裝置，

其中，在所述第一發光元件的所述發光時段和所述第二發光元件的所述發光時段中的至少一個中，所述測量單元多次從所述光接收元件獲取所接收的光的量，並且所述測量單元把所述獲取的所接收的光的量的平均值假定為，在從所述光接收元件多次獲取所接收的光量時的發光時段期間的所接收的光的量。

根據本發明的第八方面，提供了根據第一方面的活體信息測量裝置，

其中，所述測量單元測量包括血流量、血流速度和血液量中的至少一項以及血液中的氧飽和度作為所述多個活體信息。

根據第一或第三方面，在測量多個生物信息時，與多個發光元件交替發光的情況相比，可以減少多個發光元件中消耗的電力。

根據第二方面，與發光時段不彼此交疊的情況相比，可以高精度地測量活體信息。

根據第四方面，與組合不彼此靠近的發光時段中的所接收的光量的情況相比，可以高精度地測量活體信息。

根據第五方面，與特定發光時段中的所接收的光的量用於測量生物信息的情況相比，可以高精度地測量活體信息。

根據第六方面，與發光時段中獲取一次所接收的光的量的情況相比，可以高精度地測量活體信息。

根據第八方面，與個別測量多個生物信息的情況相比，可以縮短測量時間。

附圖說明

將基於以下附圖詳細描述本發明的示例性實施方式，附圖中：

圖1是例示了血流量信息和血液中的氧飽和度的測量示例的示意圖；

圖2是例示了因來自活體的反射光而引起的所接收的光的量的改變的一個示例的曲線圖；

圖3是用於說明當用雷射束照射血管時發生的都卜勒頻移的示意圖；

圖4是用於說明當用雷射束照射血管時出現的斑紋的示意圖；

圖5是例示了譜分布相對於所接收的光的光的量的改變的一個示例的曲線圖；

圖6是例示了血流量信息的改變的一個示例的曲線圖；

圖7是例示了活體中吸收的光的吸光度的改變的一個示例的曲線圖；

圖8是例示了活體信息測量裝置的構造的圖；

圖9是例示了發光元件和光接收元件的布置的一個示例的圖；

圖10是例示了發光元件和光接收元件的布置的另一個示例的圖；

圖11是例示了活體信息測量裝置的電氣系統的主要部分的示例性構造的圖；

圖12是例示了活體信息測量處理的流程的一個示例的流程圖；

圖13是例示了發出ir光的發光元件和發出紅光的發光元件的發光時刻，以及光接收元件的光接收時刻的一個示例的時刻圖；

圖14是例示了發出ir光的發光元件和發出紅光的發光元件的發光時刻，以及光接收元件的光接收時刻的另一個示例的時刻圖；

圖15是例示了發出ir光的發光元件和發出紅光的發光元件的發光時刻，以及光接收元件的光接收時刻的另一個示例的時刻圖；以及

圖16是例示了發出ir光的發光元件和發出紅光的發光元件的發光時刻，以及光接收元件的光接收時刻的另一個示例的時刻圖。

具體實施方式

下文中將參照附圖來詳細描述本公開的示例性實施方式。在整個附圖中，相同的元件、操作或功能由相同的附圖標記或符號來表示，並且為了簡潔的目的，將不重複其解釋。

首先，參照圖1，將參照圖1描述測量作為活體信息之中關於血液的活體信息的一個示例的血流量信息和血液中的氧飽和度的方法。

如圖1例示，當光從發光元件1發出以穿透患者(活體8)的身體並且在光接收元件3中倍接收時，血流量信息和血液中的氧飽和度通過使用由遍布活體8的動脈4、靜脈5和毛細血管6反射，或透過遍布活體8的動脈4、靜脈5和毛細血管6的光的強度來測量，即，使用光接收元件3中所接收的反射光的量或所透過光的量來測量。

(血流量信息的測量)

圖2是代表由光接收元件3接收的反射光的量的曲線80的一個示例。在圖2的曲線圖中，橫軸代表時間，並且縱軸代表光接收元件3的輸出，即，由光接收元件3接收的光量。

如圖2例示，光接收元件3中接收的光量隨時間改變。該現象可以歸因於，當用光照射包括血管的活體8時發生的三個光學現象。

第一光學現象是，由於脈動因測量下的血管中存在的血液量的改變而發生的光的吸收的改變。血液含有諸如紅血細胞這樣的血細胞，並且血液流過諸如毛細血管6這樣的血管。因此，流過血管的血細胞的數量可以隨著血液量的改變而改變，這可能影響光接收元件3中接收的光的量。

作為第二光學現象，可以認為是因都卜勒偏移而引起的影響。

如圖3例示，例如，當包括毛細血管6(作為是血管的一個示例)的區域用諸如來自發光元件1的雷射束的、具有頻率ω0的相干光束40照射時，被流過毛細血管6的血細胞散射的散射光42造成由血細胞的移動速率確定的、具有頻率差δω0的都卜勒頻移。同時，被不含有移動體(諸如血細胞)的組織(靜止組織)(諸如皮膚)散射的散射光42將頻率ω0維持為與所照射的雷射束相同。因此，被血管(諸如毛細血管6)散射的雷射束的頻率ω0+δω0與被靜止組織散射的雷射束的頻率ω0幹涉。由於這種幹涉，具有頻率差δω0的差拍信號生成並在光接收元件3中被觀察，並且因此，光接收元件3中所接收的光的量隨時間改變。雖然頻率差δω0取決於血細胞的移動速率，但光接收元件3中觀察到的差拍信號的頻率差δω0落在具有大約幾十khz的上限的頻率範圍內。

第三光學現象可以是由斑紋產生的影響。

如圖4例示，當沿由箭頭44指示的方向流過血管的血細胞7(諸如紅血細胞)用來自發光元件1的相干光束40(諸如雷射束)照射時，打在血細胞7上的雷射束沿不同方向散射。具有不同相位的散射光因此以隨機方式彼此幹涉。這導致具有隨機斑點圖案的光強度分布。這樣形成的光強度分布圖案稱為「斑紋圖案(specklepattern)」。

如上所述，因為血細胞7流過血管，所以血細胞7中散射的光的狀態被改變，並且因此斑紋圖案隨時間變化。因此，光接收元件3中接收的光量隨時間改變。

接著，將描述獲得關於血流量的信息的方法的一個示例。當如如圖2所例示獲得隨時間改變的光接收元件3的所接收的光的量時，提取預定單位時間t0的範圍中所包括的數據，然後使其經過例如快速傅立葉變換(fft)，從而獲得各個頻率ω的譜分布。圖5是示出了代表單位時間t0中各個頻率ω的譜分布的示例的曲線82的曲線圖。在圖5的曲線圖中，橫軸代表頻率ω，而縱軸代表譜強度。

這裡，血液量與通過用總光量歸一化(normalizing)由曲線82的橫軸和縱軸圍繞的陰影線區域84指示的功率譜的面積而獲得的值成比例。另外，因為血流速度與由曲線82代表的功率譜的頻率平均值成比例，所以血流速度與通過頻率ω和頻率ω處的功率譜的乘積，相對於頻率ω的積分而獲得的值除以陰影線區域84的面積而獲得的值成比例。

另外，因為由血液量和血流速度的乘積代表血流量，所以可以從血液量和血流速度的計算公式獲得血流量。血流量、血流速度和血液量是血流信息的一個示例，但不限於此。

圖6是示出了代表計算得的單位時間t0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，橫軸代表時間，而縱軸代表血流量。

如圖6例示，雖然血流量隨時間變化，但變化的趨勢被分為兩種。例如，在圖6中，間隔t2中血流量的變化範圍90大於間隔t1中血流量的變化範圍88。這可能是因為間隔t1中血流量的改變主要由於脈動，而間隔t2中血流量的改變是由於例如淤血(congestion)等。

(氧飽和度的測量)

接著，將描述血液中的血氧飽和度的測量。血液中的血氧飽和度是指示結合到血液中的氧的血紅蛋白的程度的指示符。隨著血液中的氧飽和度降低，諸如貧血的症狀易於發生。

圖7是例示了例如由活體8吸收的光的吸光度的改變的概念圖。如圖7例示，活體8中吸收的光的量示出隨時間變化的趨勢。

另外，參照活體8中吸收的光量的變化的內容，已知所吸收的光量主要由動脈4而變化，但與動脈4相比，在包括靜脈5和靜止組織的其他組織中可忽略。這是因為，從心臟泵出的動脈血伴隨著脈搏波流過血管，並且動脈4隨時間沿著動脈4的截面方向膨脹/收縮，從而造成動脈4的厚度的改變。在圖7中，由箭頭94指示的範圍代表對應於動脈4的厚度的改變所吸收的光量的變化。

在圖7中，假定在時間ta接收的光量是ia，並且在時間tb接收的光量是ib，則由於動脈4的厚度的改變而吸收的光的量的變化量δa由以下等式(1)來表達

δa＝ln(ib/ia)…(1)

同時，已知結合到流過動脈4的氧的血紅蛋白(氧化血紅蛋白)易於吸收具有大約880nm的波長的、紅外線(ir)區域中的光，而未結合到氧的血紅蛋白(還原血紅蛋白)易於吸收具有大約665nm的波長的、紅色區域中的光。而且，已知氧飽和度，與在不同波長處吸收的光的量的變化量δa的比率成比例關係。

因此，與其他波長的組合相比，通過使用可能在氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白之間產生所接收的光量的差的紅外光(ir光)與紅光的組合，為了計算活體8用ir光照射時所吸收的光量的變化量δared、與活體8用紅光照射時所吸收的光量的變化量δair之比，根據以下等式(2)來計算氧飽和度s。在等式(2)中，k是比例常數。

s＝k(δared/δair)…(2)

即，當計算血液中的氧飽和度時，使發出具有不同波長的光的多個發光元件1(具體地，發出ir光的發光元件1和發出紅光的發光元件1)以它們的發光時段不彼此交疊這樣的方式發光。然後，被各個發光元件1反射的反射光或透過光在光接收元件3中接收，並且血液中的氧飽和度通過根據各個光接收點處的所接收的光量計算等式(1)和(2)或通過修改這些等式(1)和(2)而獲得的已知等式來計算。

作為通過修改等式(1)而獲得的已知等式，所吸收光的量的變化量δa可以通過變形等式(1)而表達為以下等式(3)。

δa＝lnib-lnia…(3)

另外，等式(1)可以被修改為以下等式(4)。

δa＝ln(ib/ia)＝ln(1+(ib-ia)/ia)…(4)

通常，因為從(ib-ia)<<ia的關係建立ln(ib/ia)≈(ib-ia)/ia，所以等式(1)可以用以下等式(5)來代替，作為所吸收光量的變化量δa。

δa≈(ib-ia)/ia…(5)

下文中，當發出ir光的發光元件1和發出紅光的發光元件1需要彼此區分時，發出ir光的發光元件將稱為「發光元件ld1」，並且發出紅光的發光元件1將稱為「發光元件ld2」。另外，作為一個示例，假定發光元件ld1是用於計算血流量的發光元件1，並且假定發光元件ld1和ld2是用於計算血液中的氧飽和度的發光元件1。

如上所述，在測量血流量時，因為光接收元件3中觀察到的差拍信號的頻率差δω0落入具有大約幾十khz的上限的頻率範圍內，所以發光元件ld1不得不以是頻率差δω0至少兩倍的頻率來發光，並且發光元件ld1的反射光不得不在光接收元件3中被接收。

因此，認為與血液中的氧飽和度的測量組合，例如，在將發光元件ld2的發光頻率調整為發光元件ld1的發光頻率之後，各個發光元件ld1和ld2的發光時段的一部分可以彼此交疊。然而，發光元件ld1和ld2可以交替發光，使得發光元件ld1和ld2的發光時段不彼此交疊，並且對於發光元件ld1和ld2的每個發光時段在光接收元件3中獲得所接收的光的量，以測量血液中的氧飽和度。

另外，當測量血液中的氧飽和度時，因為已知所接收的光的量的測量頻率足以落入從大約30hz至大約1000hz的範圍內，所以發光元件ld2的發光頻率也足以落入從大約30h至大約1000hz的範圍內。即，可以看出發光元件ld2的發光頻率被設置為低於發光元件ld1的發光頻率，發光元件ld2無需以被調整為發光元件ld1的發光頻率的發光頻率來發光。

下文中，將描述活體信息測量裝置，其用於以少於發光元件ld1和發光元件ld2以交替方式發光的情況消耗的電力的電力，來測量多個活體信息。

圖8是例示了根據示例性實施方式的活體信息測量裝置10的構造的圖。

如圖8例示，活體信息測量裝置10包括控制單元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、發光元件ld1、發光元件ld2和以及光接收元件3。

控制單元12向驅動電路14輸出控制信號，該控制信號控制發光元件ld1和ld2中的每一個的發光時段和發光間隔，驅動電路14包括用於向發光元件ld1和ld2供給驅動電力的電源電路。

在接收來自控制單元12的控制信號時，根據由控制信號指示的發光時段和發光間隔，驅動電路14向發光元件ld1和ld2供給驅動電力，以便驅動發光元件ld1和ld2。

放大電路16將對應於在光接收元件3中接收的光的強度的電壓放大到，被指定為a/d轉換電路18的輸入電壓範圍的電壓電平。該示例中，光接收元件3輸出對應於所接收的光的強度的電壓。然而，作為另一個示例，光接收元件3輸出對應於所接收的光的強度的電壓。在這種情況下，放大電路16將從光接收元件3輸出的電流，放大到被指定為a/d轉換電路18的輸入電流範圍的電流電平。

a/d轉換電路18接收被放大電路16放大的電壓，作為輸入，並且對被表達為電壓的大小的光接收元件3中接收的光量進行數位化。

測量單元20接收被a/d轉換電路18數位化的所接收的光的量作為輸入，通過使由發光元件ld1發出的所接收的光的量經過fft來計算各個頻率ω的譜分布，並且通過相對於頻率ω對頻率ω和頻率ω處的功率譜的乘積進行積分，來測量血流量。

另外，測量單元20接收被a/d轉換電路18數位化的所接收的光的量作為輸入，並且以時間順序管理由發光元件ld1和發光元件ld2發出的所接收的光的量。然後，測量單元20通過根據等式(1)計算發光元件ld1的所吸收光量的變化量δair和發光元件ld2的所吸收光的量的變化量δared，並根據等式(2)計算所吸收光的量的變化量δared與所吸收光的量的變化量δair之比，來測量氧飽和度。

圖9例示了活體信息測量裝置10中的發光元件ld1和ld2和光接收元件3的布置的一個示例。如圖9例示，發光元件ld1和ld2和光接收元件3並排布置在活體8上。在該示例中，光接收元件3接收在活體8處反射的、發光元件ld1和ld2的光。

然而，發光元件ld1和ld2和光接收元件3的布置不限於圖9的布置示例。例如，如圖10例示，發光元件ld1和ld2可以被布置為面向光接收元件3，活體8夾在它們之間。在該示例中，光接收元件3接收透過活體8的、發光元件ld1和ld2的光。

雖然在這些示例中，發光元件ld1和ld2是兩個面發射雷射器，但發光元件ld1和ld2不限於此，而可以是邊緣發射雷射器。

當要由測量單元20測量血流量時，因為該測量根據如上所述的差拍信號基於所接收的光的量的譜分布進行，所以與不同光相比可能更容易產生差拍信號的雷射器裝置可以優選地用於發光元件ld1。

然而，即使從發光元件ld2發出的光不是雷射束，因為可以計算發光元件ld2的所吸收光的量的變化量δared，所以發光二極體(led)或有機發光二極體(oled)可以用於發光元件ld2。

接著，將參照圖11描述根據該示例性實施方式的活體信息測量裝置10的電系統的主要部件的構造。

如圖11例示，根據該示例性實施方式的活體信息測量裝置10包括：控制單元，用於控制發光元件ld1和發光裝置ld2中的每一個的發光時段和發光間隔；和中央處理單元(cpu)30，其作為用於測量活體8中的血流量和血液中的氧飽和度的測量單元的一個示例。另外，活體信息測量裝置10包括：只讀存儲器(rom)32，其中存儲各種程序和參數；和隨機存取存儲器(ram)34，當各種程序由cpu30執行時，該隨機存取存儲器(ram)34用作工作區域等。

cpu30、rom32和ram34經由活體信息測量裝置10的內部總線36彼此連接。另外，發光元件ld1、發光元件ld2、光接收元件3、放大電路16和a/d轉換電路18連接到內部總線36。

另外，用於測量從指定時間點經過的時間的定時器含有在cpu30中。

接著，將參照圖13描述活體信息測量裝置10的操作。

圖12是例示了當cpu30接收到開始測量活體信息的指示時，由cpu30執行的活體信息測量處理的流程的一個示例的流程圖。定義活體信息測量處理的程序(活體信息測量程序)預先安裝在例如rom32中。另外，假定發光元件ld1和發光元件ld2這兩者處於在活體信息測量程序開始的時間點未發射雷射束的發光停止狀態。

首先，在步驟s10，cpu30重置cpu30中含有的兩個定時器a和b。這裡，「重置定時器」意味著停止由定時器進行的測量，並且定時器重新開始對從定時器的停止點起經過的時間。

在步驟s20，cpu30確定定時器a是否是在步驟s10重置定時器a之後已經經過時間t3或更長時間。時間t3是rom32的預設區域中存儲的參數，並且確定從發光元件ld1的發光時段到其下一發光時段的時間間隔，即，發光元件ld1的發光停止時段。

因為發光元件ld1用於測量血流量，所以發光元件ld1的發光停止時段被設置為，對應於具有大約幾十khz的上限的頻率範圍的時段。

當步驟s20處的確定的結果是否定時，cpu30重複步驟s20，並且等待，直到定時器a已經經過時間t3或更長時間為止。同時，當步驟s20處的確定結果是肯定時，處理進行到步驟s30。

在步驟s30，cpu30重置定時器a。

然後，在步驟s40，cpu30向驅動電路14通知指示發光元件ld1開始發光的發光開始指示。在接收到發光開始指示時，驅動電路14向發光元件ld1供給驅動電力，並且使發光元件ld1發射雷射束。

在步驟s50，cpu30從a/d轉換電路18獲取在發光元件ld1的發光時段中由發光元件ld1發射、且在光接收元件3中接收的光量，並且在ram34的預設區域中存儲所獲取的光量。

在步驟s60，cpu30確定定時器a是否是在步驟s30重置定時器a之後已經經過時間t4或更長時間。時間t4是rom32的預設區域中存儲的參數，並且確定發光元件ld1發射雷射束之後直到發光元件ld1停止發光為止的時間間隔，即，發光元件ld1的發光時段。

當在步驟s60處的確定的結果是否定時，cpu30重複步驟s60，並且等待，直到定時器a已經經過時間t4或更長時間為止。同時，當步驟s60處的確定結果是肯定時，處理進行到步驟s70。

在步驟s70，cpu30向驅動電路14通知指示發光元件ld1停止發光的發光停止指示。在接收到發光停止指示時，驅動電路14停止向發光元件ld1供給驅動電力，並且使發光元件ld1停止發射雷射束。另外，cpu30重置定時器a。

在步驟s80，cpu30確定定時器b是否是在步驟s10重置定時器b之後已經經過時間t5或更長時間。時間t5是rom32的預設區域中存儲的參數，並且確定發光元件ld2的發光停止時段。時間t5被設置為長於時間t3。具體地，時間t5可以被設置為，滿足對應於從發光元件ld1和發光元件ld2分別發出的光量的測量頻率(具體地，落在從大約30hz至大約1000hz的範圍內的頻率)的時段。

通過這樣設置時間t5，如後面將描述的，從發光元件ld2的發光到其下一次發光的發光周期被設置為，長於發光元件ld1的發光周期。

當步驟s80處的確定的結果是否定時，處理返回到步驟s20並且cpu30重複步驟s20至s80，以在發光元件ld2的發光停止時段期間，使發光元件ld1每當時間t3在時間t4發射雷射束。

同時，當步驟s80處的確定的結果是肯定時，處理返回到步驟s90。

在後續步驟s90至s130，對發光元件ld2執行與步驟s30和s70中例示的發光元件ld1相同的發光開始操作和發光停止操作。

即，在步驟s90，cpu30重置定時器b。

在步驟s100，cpu30向驅動電路14通知指示發光元件ld2開始發光的發光開始指示。在接收到發光開始指示時，驅動電路14向發光元件ld2供給驅動電力，並且使發光元件ld2發射雷射束。

在步驟s110，cpu30從a/d轉換電路18獲取在發光元件ld2的發光時段中由發光元件ld2發出的、且在光接收元件3中接收的光的量，並且在ram34的預設區域中存儲所獲取的光量。

在步驟s120，cpu30確定定時器b是否是在步驟s90重置定時器b之後已經經過時間t6或更長時間。時間t6是rom32的預設區域中存儲的參數，並且確定發光元件ld2的發光時段。時間t6被設置為短於設置發光元件ld1的發光停止時段的長度的時間t3。

當步驟s120處的確定的結果是否定時，cpu30重複步驟s120，並且等待，直到定時器b已經經過時間t6或更長時間為止。同時，當步驟s120處的確定結果是肯定時，處理進行到步驟s130。

在步驟s130，cpu30向驅動電路14通知指示發光元件ld2停止發光的發光停止指示。在接收到發光停止指示時，驅動電路14向發光元件ld2供給驅動電力，並且使發光元件ld2停止發射雷射束。另外，cpu30重置定時器b。

在步驟s140，根據上述血流量測量方法，cpu30通過使在步驟s50獲取的發光元件ld1的所接收的光的量的時序數據經過fft來計算各個頻率ω的譜分布，並且通過相對於整個頻率ω對計算得的譜分布進行積分來測量血流量。

在步驟s150，根據上述血氧飽和度測量方法，cpu30在ram34的預設區域中存儲：在步驟s50獲取的發光元件ld1的所接收的光的量，和在步驟s110獲取的發光元件ld2的所接收的光的量。然後，cpu30通過使用所接收的光的量的時序數據計算等式(1)和(2)，或通過修改這些等式(1)和(2)而獲得的已知等式，來測量血氧飽和度。

在步驟s160，cpu30確定是否接收到結束測量活體信息的結束指示。當步驟s160的確定的結果為否定時，處理返回到步驟s20，並且cpu30通過重複步驟s20至s160直到接收到結束指示為止，而繼續測量血流量和血氧飽和度。

圖13是例示了當執行圖12的活體信息測量程序時，發光元件ld1和ld2的發光時刻的一個示例的時刻圖。

如圖13例示，具有時間t3長度的發光停止時段和具有時間t4的長度的發光時段重複出現在發光元件ld1中。另外，具有時間t5長度的發光停止時段和具有時間t6的長度的發光時段重複出現在發光元件ld2中。然而，通過將發光元件ld2的發光停止時段設置為長於發光元件ld1的發光停止時段，可以避免發光元件ld2在發光元件ld1的每個發光時段發光的情況。

在這種情況下，測量單元20通過使用如下各項來測量血氧飽和度：在指示發光元件ld1和ld2的所接收的光的量的獲取時刻的光接收點96中的光接收點96b處獲取的發光元件ld2的所接收的光的量；和在發光元件ld1的發光時段(該發光元件ld1的發光時段沿著時間軸與包括光接收點96b的發光元件ld2的發光時段相鄰)期間在光接收點96a和光接收點96b中的一個處獲取的發光元件ld1的所接收的光量。

這是因為，彼此時間上儘可能地靠近的發光元件ld1的所接收的光的量和發光元件ld2的所接收的光的量往往提高血液中氧飽和度的測量精度。下文中，「光接收點96時間上儘可能地彼此靠近」有時可以簡稱為「光接收點96彼此靠近」。

雖然發光元件ld2的發光停止時段的長度在圖12例示的活體信息測量程序的流程圖中是固定的，但發光元件ld2的發光停止時段的長度可以是可變的。

圖14是例示了限定發光元件ld2的發光停止時段的時間t5和時間t7被設置為不同值時，發光元件ld1和ld2的發光時刻的一個示例。即使在這種情況下，測量單元20通過使用光接收點96a處的發光元件ld1的所接收的光的量、光接收點96b(光接收點96b是光接收點96的一個示例，並且靠近光接收點96a)處的發光元件ld2的所接收的光的量、光接收點96c處的發光元件ld1的所接收的光的量、以及光接收點96d(光接收點96d是光接收點96的一個示例，並且靠近光接收點96c)處的發光元件ld2的所接收的光量，來測量血液中的氧飽和度。

另外，例如，在發光元件ld1的發光時段的特定時段中所包括的多個發光時段中的光接收點96處的所接收的光的量的平均值，可以被假定為發光元件ld1的發光時段中的所接收的光的量。另外，在發光元件ld2的發光時段的特定時段中所包括的多個發光時段中的光接收點96處的所接收的光的量的平均值，可以被假定為發光元件ld2的發光時段中的所接收的光的量。

例如，如圖15例示，測量單元20計算在發光元件ld1的發光時段的特定時段tld1中所包括的各個發光時段中的光接收點96a和96c處的所接收的光的量的平均值。另外，測量單元20計算在發光元件ld2的發光時段的特定時段tld2中所包括的各個發光時段中的光接收點96b和96d處的所接收的光的量的平均值。然後，測量單元20通過使用光接收點96a和96c處的所接收的光的量的平均值、和光接收點96b和96d處的所接收的光的量的平均值，來測量血液中的氧飽和度。

另外，如圖16例示，測量單元20可以在發光元件ld1的發光時段和發光元件ld2的發光時段中設置多個光接收點96，獲取光接收點96處的所接收的光的量，並且將光接收點96處的所接收的光的量的平均值假定為，發光元件ld1和ld2的發光時段中的所接收的光的量。即，光接收點96a和96c處所接收的光的量的平均值被假定為，發光元件ld1的發光時段中的所接收的光的量，並且光接收點96b和96d處所接收的光的量的平均值被假定為，發光元件ld2的發光時段中的所接收的光的量。

雖然圖16例示了多個光接收點96被設置在發光元件ld1和ld2的發光時段中，並且對光接收點96處的所接收的光的量進行平均化，但用於計算所接收的光的量的方法不限於此。例如，可以僅在發光元件ld1和ld2中的一個的發光時段中設置多個光接收點96。

即，用於測量的發光元件ld1和ld2的所接收的光的量的數據不限於圖14中例示的數據數量。例如，如圖15例示，特定時段可以包括多個發光時段，並且如圖16例示，可以在發光元件ld1和ld2的發光時段中設置多個光接收點96。

這樣，根據本示例性實施方式的活體信息測量裝置10可以控制發光元件ld1和ld2，使得發光元件ld1和ld2的發光時段不彼此交疊(雖然發光元件ld1和ld2的發光時段可能部分彼此交疊)，並且使得每單位時間的發光元件ld2的發光次數小於每單位時間的發光元件ld1的發光次數。

因此，可以用比當發光元件ld1和ld2的發光時段被設置為彼此相等，並且發光元件ld1和ld2交替發光時消耗的電力少的電力，來測量血流量和血液中的氧飽和度。

另外，如上所述，活體信息測量裝置10可以用於測量血流速度。另外，如圖7例示，因為在光接收元件3中接收的光量根據動脈的脈搏而變化，所以可以從光接收元件3中接收的光量的變化，來測量脈搏率。另外，可以通過對通過以時間順序測量脈搏率的改變而獲得的波形進行兩次微分，來測量加速脈衝波。加速脈搏波用於估計血管年齡、診斷動脈硬化等。

另外，活體信息測量裝置10可以用於測量其他活體信息，而不限於上述活體信息。

另外，雖然已經在示例性實施方式中例示了控制單元12和測量單元20中的處理用軟體實施，但類似於圖13中例示的流程圖的處理可以用硬體來實施。在這種情況下，控制單元12和測量單元20中的處理可以比用軟體實施的處理更快地執行。

而且，雖然示例性實施方式中已經例示了活體信息測量程序安裝在rom32中，但示例性實施方式不限於此。可以以記錄程序的計算機可讀記錄介質的形式來提供根據示例性實施方式的活體信息測量程序。例如，根據示例性實施方式的活體信息測量程序可以以記錄程序的可攜式記錄介質的形式來提供，諸如光碟(cd)-rom、數字通用光碟(dvd)-rom、通用串行總線(usb)存儲器等。而且，根據示例性實施方式的活體信息測量程序可以以記錄程序的半導體存儲器的形式來提供，諸如快閃記憶體等。

對本發明的示例性實施方式的上述說明是為了例示和說明的目的而提供的。並非旨在對本發明進行窮盡，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。選擇了實施方式進行說明以最好地解釋本發明的原理及其實際應用，以使本領域其它技術人員能夠理解本發明的各種實施方式，以及適合於所設想的具體用途的各種變型。本發明的範圍旨在由所附權利要求及其等同物來限定。