活体信息测量装置的制作方法

本公开涉及一种活体信息测量装置。

背景技术：

专利文献1公开了一种自发射型传感器装置，该自发射型传感器装置包括：基座；光照射部，其设置在基座上，并且用具有不同波长的光束照射目标(subject)，使得光束至少部分地彼此交叠；以及光接收部，其设置在基座上，并且针对各个波长检测归因于所照射的光束的、来自目标的光。

专利文献2公开了一种测量氧饱和度和血流量的测量装置，该测量装置包括：第一发光元件，其发出第一波长的光；第二发光元件，其发出第二波长的光；驱动电路，其使第一发光元件和第二发光元件在不同时间点发光；第一光接收元件，其被设置为接收从第一发光元件发出的、且透过或散射穿过设置在如下位置处的生物组织的光，其中，第一发光元件和第二发光元件的光照射到该位置；第二光接收元件，其设置在如下位置处，该位置与第一光接收元件分开预定距离，以便接收从第一发光元件和第二发光元件发出的、且透过或散射穿过生物组织的光；如下计算装置，其用于基于经由来自第一发光元件和第二发光元件的光的第二光接收元件的输出，来计算生物组织的血液中的氧饱和度；以及如下计算装置，其用于基于经由来自第一发光元件的光的第一光接收元件和第二光接收元件的输出的互相关函数，来计算生物组织的血液的流速。

专利文献1：日本第4,475,601号专利

专利文献2：jp-a-07-265284

技术实现要素：

当测量诸如血液中的氧的饱和度和血流量这样的多个生物信息时，可以使用一种方法，该方法中，发出不同波长的光的多个发光元件朝向活体交替发光，并且基于透过活体或从活体反射的光的量的改变，来测量生物信息。

然而，在这种情况下，即使可以在不使多个发光元件的发光交替的情况下测量多个生物信息，因为多个发光元件交替发光并且连续执行其驱动控制，所以与测量生物信息所需的电力相比，消耗了更多的电力。

本发明的目的是，在测量多个生物信息时，与多个发光元件交替发光的情况相比，减少多个发光元件中消耗的电力。

根据本发明的第一方面，提供了一种活体信息测量装置，该活体信息测量装置包括：

第一发光元件和第二发光元件，所述第一发光元件和第二发光元件各发出不同波长的光；

光接收元件，其接收从所述第一发光元件和所述第二发光元件发出的所述光；

控制单元，其控制所述第一发光元件和所述第二发光元件中的每一个的发光时段，使得每单位时间的所述第二发光元件的发光次数少于每单位时间的所述第一发光元件的发光次数；以及

测量单元，其基于在所述光接收元件中接收的所述光，来测量多个活体信息。

根据本发明的第二方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述控制单元控制所述第一发光元件和所述第二发光元件的所述发光时段，使得所述发光时段彼此不交叠。

根据本发明的第三方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述测量单元基于如下各项来测量所述多个活体信息：由所述第一发光元件发出的、且在所述光接收元件中接收的光的量的频谱；由所述第一发光元件发出的、且在所述光接收元件中接收的光的量；和由所述第二发光元件发出的、且在所述光接收元件中接收的光的量。

根据本发明的第四方面，提供了根据第一至第三方面中任意一方面的活体信息测量装置，

其中，所述测量单元通过使用如下各项的组合来测量所述多个活体信息：所述第一发光元件的发光时段中的所接收的光的量；以及与所述第一发光元件的所述发光时段相邻的、所述第二发光元件的发光时段中的所接收的光的量。

根据本发明的第五方面，提供了根据第四方面的活体信息测量装置，

其中，所述测量单元把在特定时段中所包括的所述第一发光元件的各个发光时段中的所接收的光的量的平均值假定为，在所述第一发光元件的所述发光时段中的所接收的光的量，并且所述测量单元把在所述第二发光元件的各个发光时段(第二发光元件的各个发光时段与所述特定时段中所包括的所述第一发光元件的所述各个发光时段相邻)中的所接收的光的量的平均值假定为，所述第二发光元件的所述发光时段中的所接收的光量。

根据本发明的第六方面，提供了根据第四方面的活体信息测量装置，

其中，在所述第一发光元件的所述发光时段和所述第二发光元件的所述发光时段中的至少一个中，所述测量单元多次从所述光接收元件获取所接收的光的量，并且所述测量单元把所述获取的所接收的光的量的平均值假定为，在从所述光接收元件多次获取所接收的光的量时的发光时段期间的所接收的光的量。

根据本发明的第七方面，提供了根据第五方面的活体信息测量装置，

其中，在所述第一发光元件的所述发光时段和所述第二发光元件的所述发光时段中的至少一个中，所述测量单元多次从所述光接收元件获取所接收的光的量，并且所述测量单元把所述获取的所接收的光的量的平均值假定为，在从所述光接收元件多次获取所接收的光量时的发光时段期间的所接收的光的量。

根据本发明的第八方面，提供了根据第一方面的活体信息测量装置，

其中，所述测量单元测量包括血流量、血流速度和血液量中的至少一项以及血液中的氧饱和度作为所述多个活体信息。

根据第一或第三方面，在测量多个生物信息时，与多个发光元件交替发光的情况相比，可以减少多个发光元件中消耗的电力。

根据第二方面，与发光时段不彼此交叠的情况相比，可以高精度地测量活体信息。

根据第四方面，与组合不彼此靠近的发光时段中的所接收的光量的情况相比，可以高精度地测量活体信息。

根据第五方面，与特定发光时段中的所接收的光的量用于测量生物信息的情况相比，可以高精度地测量活体信息。

根据第六方面，与发光时段中获取一次所接收的光的量的情况相比，可以高精度地测量活体信息。

根据第八方面，与个别测量多个生物信息的情况相比，可以缩短测量时间。

附图说明

将基于以下附图详细描述本发明的示例性实施方式，附图中：

图1是例示了血流量信息和血液中的氧饱和度的测量示例的示意图；

图2是例示了因来自活体的反射光而引起的所接收的光的量的改变的一个示例的曲线图；

图3是用于说明当用激光束照射血管时发生的多普勒频移的示意图；

图4是用于说明当用激光束照射血管时出现的斑纹的示意图；

图5是例示了谱分布相对于所接收的光的光的量的改变的一个示例的曲线图；

图6是例示了血流量信息的改变的一个示例的曲线图；

图7是例示了活体中吸收的光的吸光度的改变的一个示例的曲线图；

图8是例示了活体信息测量装置的构造的图；

图9是例示了发光元件和光接收元件的布置的一个示例的图；

图10是例示了发光元件和光接收元件的布置的另一个示例的图；

图11是例示了活体信息测量装置的电气系统的主要部分的示例性构造的图；

图12是例示了活体信息测量处理的流程的一个示例的流程图；

图13是例示了发出ir光的发光元件和发出红光的发光元件的发光时刻，以及光接收元件的光接收时刻的一个示例的时刻图；

图14是例示了发出ir光的发光元件和发出红光的发光元件的发光时刻，以及光接收元件的光接收时刻的另一个示例的时刻图；

图15是例示了发出ir光的发光元件和发出红光的发光元件的发光时刻，以及光接收元件的光接收时刻的另一个示例的时刻图；以及

图16是例示了发出ir光的发光元件和发出红光的发光元件的发光时刻，以及光接收元件的光接收时刻的另一个示例的时刻图。

具体实施方式

下文中将参照附图来详细描述本公开的示例性实施方式。在整个附图中，相同的元件、操作或功能由相同的附图标记或符号来表示，并且为了简洁的目的，将不重复其解释。

首先，参照图1，将参照图1描述测量作为活体信息之中关于血液的活体信息的一个示例的血流量信息和血液中的氧饱和度的方法。

如图1例示，当光从发光元件1发出以穿透患者(活体8)的身体并且在光接收元件3中倍接收时，血流量信息和血液中的氧饱和度通过使用由遍布活体8的动脉4、静脉5和毛细血管6反射，或透过遍布活体8的动脉4、静脉5和毛细血管6的光的强度来测量，即，使用光接收元件3中所接收的反射光的量或所透过光的量来测量。

(血流量信息的测量)

图2是代表由光接收元件3接收的反射光的量的曲线80的一个示例。在图2的曲线图中，横轴代表时间，并且纵轴代表光接收元件3的输出，即，由光接收元件3接收的光量。

如图2例示，光接收元件3中接收的光量随时间改变。该现象可以归因于，当用光照射包括血管的活体8时发生的三个光学现象。

第一光学现象是，由于脉动因测量下的血管中存在的血液量的改变而发生的光的吸收的改变。血液含有诸如红血细胞这样的血细胞，并且血液流过诸如毛细血管6这样的血管。因此，流过血管的血细胞的数量可以随着血液量的改变而改变，这可能影响光接收元件3中接收的光的量。

作为第二光学现象，可以认为是因多普勒偏移而引起的影响。

如图3例示，例如，当包括毛细血管6(作为是血管的一个示例)的区域用诸如来自发光元件1的激光束的、具有频率ω0的相干光束40照射时，被流过毛细血管6的血细胞散射的散射光42造成由血细胞的移动速率确定的、具有频率差δω0的多普勒频移。同时，被不含有移动体(诸如血细胞)的组织(静止组织)(诸如皮肤)散射的散射光42将频率ω0维持为与所照射的激光束相同。因此，被血管(诸如毛细血管6)散射的激光束的频率ω0+δω0与被静止组织散射的激光束的频率ω0干涉。由于这种干涉，具有频率差δω0的差拍信号生成并在光接收元件3中被观察，并且因此，光接收元件3中所接收的光的量随时间改变。虽然频率差δω0取决于血细胞的移动速率，但光接收元件3中观察到的差拍信号的频率差δω0落在具有大约几十khz的上限的频率范围内。

第三光学现象可以是由斑纹产生的影响。

如图4例示，当沿由箭头44指示的方向流过血管的血细胞7(诸如红血细胞)用来自发光元件1的相干光束40(诸如激光束)照射时，打在血细胞7上的激光束沿不同方向散射。具有不同相位的散射光因此以随机方式彼此干涉。这导致具有随机斑点图案的光强度分布。这样形成的光强度分布图案称为“斑纹图案(specklepattern)”。

如上所述，因为血细胞7流过血管，所以血细胞7中散射的光的状态被改变，并且因此斑纹图案随时间变化。因此，光接收元件3中接收的光量随时间改变。

接着，将描述获得关于血流量的信息的方法的一个示例。当如如图2所例示获得随时间改变的光接收元件3的所接收的光的量时，提取预定单位时间t0的范围中所包括的数据，然后使其经过例如快速傅里叶变换(fft)，从而获得各个频率ω的谱分布。图5是示出了代表单位时间t0中各个频率ω的谱分布的示例的曲线82的曲线图。在图5的曲线图中，横轴代表频率ω，而纵轴代表谱强度。

这里，血液量与通过用总光量归一化(normalizing)由曲线82的横轴和纵轴围绕的阴影线区域84指示的功率谱的面积而获得的值成比例。另外，因为血流速度与由曲线82代表的功率谱的频率平均值成比例，所以血流速度与通过频率ω和频率ω处的功率谱的乘积，相对于频率ω的积分而获得的值除以阴影线区域84的面积而获得的值成比例。

另外，因为由血液量和血流速度的乘积代表血流量，所以可以从血液量和血流速度的计算公式获得血流量。血流量、血流速度和血液量是血流信息的一个示例，但不限于此。

图6是示出了代表计算得的单位时间t0的血流量的改变的示例的曲线86的曲线图。在图6的曲线图中，横轴代表时间，而纵轴代表血流量。

如图6例示，虽然血流量随时间变化，但变化的趋势被分为两种。例如，在图6中，间隔t2中血流量的变化范围90大于间隔t1中血流量的变化范围88。这可能是因为间隔t1中血流量的改变主要由于脉动，而间隔t2中血流量的改变是由于例如淤血(congestion)等。

(氧饱和度的测量)

接着，将描述血液中的血氧饱和度的测量。血液中的血氧饱和度是指示结合到血液中的氧的血红蛋白的程度的指示符。随着血液中的氧饱和度降低，诸如贫血的症状易于发生。

图7是例示了例如由活体8吸收的光的吸光度的改变的概念图。如图7例示，活体8中吸收的光的量示出随时间变化的趋势。

另外，参照活体8中吸收的光量的变化的内容，已知所吸收的光量主要由动脉4而变化，但与动脉4相比，在包括静脉5和静止组织的其他组织中可忽略。这是因为，从心脏泵出的动脉血伴随着脉搏波流过血管，并且动脉4随时间沿着动脉4的截面方向膨胀/收缩，从而造成动脉4的厚度的改变。在图7中，由箭头94指示的范围代表对应于动脉4的厚度的改变所吸收的光量的变化。

在图7中，假定在时间ta接收的光量是ia，并且在时间tb接收的光量是ib，则由于动脉4的厚度的改变而吸收的光的量的变化量δa由以下等式(1)来表达

δa＝ln(ib/ia)…(1)

同时，已知结合到流过动脉4的氧的血红蛋白(氧化血红蛋白)易于吸收具有大约880nm的波长的、红外线(ir)区域中的光，而未结合到氧的血红蛋白(还原血红蛋白)易于吸收具有大约665nm的波长的、红色区域中的光。而且，已知氧饱和度，与在不同波长处吸收的光的量的变化量δa的比率成比例关系。

因此，与其他波长的组合相比，通过使用可能在氧化血红蛋白与还原血红蛋白之间产生所接收的光量的差的红外光(ir光)与红光的组合，为了计算活体8用ir光照射时所吸收的光量的变化量δared、与活体8用红光照射时所吸收的光量的变化量δair之比，根据以下等式(2)来计算氧饱和度s。在等式(2)中，k是比例常数。

s＝k(δared/δair)…(2)

即，当计算血液中的氧饱和度时，使发出具有不同波长的光的多个发光元件1(具体地，发出ir光的发光元件1和发出红光的发光元件1)以它们的发光时段不彼此交叠这样的方式发光。然后，被各个发光元件1反射的反射光或透过光在光接收元件3中接收，并且血液中的氧饱和度通过根据各个光接收点处的所接收的光量计算等式(1)和(2)或通过修改这些等式(1)和(2)而获得的已知等式来计算。

作为通过修改等式(1)而获得的已知等式，所吸收光的量的变化量δa可以通过变形等式(1)而表达为以下等式(3)。

δa＝lnib-lnia…(3)

另外，等式(1)可以被修改为以下等式(4)。

δa＝ln(ib/ia)＝ln(1+(ib-ia)/ia)…(4)

通常，因为从(ib-ia)<<ia的关系建立ln(ib/ia)≈(ib-ia)/ia，所以等式(1)可以用以下等式(5)来代替，作为所吸收光量的变化量δa。

δa≈(ib-ia)/ia…(5)

下文中，当发出ir光的发光元件1和发出红光的发光元件1需要彼此区分时，发出ir光的发光元件将称为“发光元件ld1”，并且发出红光的发光元件1将称为“发光元件ld2”。另外，作为一个示例，假定发光元件ld1是用于计算血流量的发光元件1，并且假定发光元件ld1和ld2是用于计算血液中的氧饱和度的发光元件1。

如上所述，在测量血流量时，因为光接收元件3中观察到的差拍信号的频率差δω0落入具有大约几十khz的上限的频率范围内，所以发光元件ld1不得不以是频率差δω0至少两倍的频率来发光，并且发光元件ld1的反射光不得不在光接收元件3中被接收。

因此，认为与血液中的氧饱和度的测量组合，例如，在将发光元件ld2的发光频率调整为发光元件ld1的发光频率之后，各个发光元件ld1和ld2的发光时段的一部分可以彼此交叠。然而，发光元件ld1和ld2可以交替发光，使得发光元件ld1和ld2的发光时段不彼此交叠，并且对于发光元件ld1和ld2的每个发光时段在光接收元件3中获得所接收的光的量，以测量血液中的氧饱和度。

另外，当测量血液中的氧饱和度时，因为已知所接收的光的量的测量频率足以落入从大约30hz至大约1000hz的范围内，所以发光元件ld2的发光频率也足以落入从大约30h至大约1000hz的范围内。即，可以看出发光元件ld2的发光频率被设置为低于发光元件ld1的发光频率，发光元件ld2无需以被调整为发光元件ld1的发光频率的发光频率来发光。

下文中，将描述活体信息测量装置，其用于以少于发光元件ld1和发光元件ld2以交替方式发光的情况消耗的电力的电力，来测量多个活体信息。

图8是例示了根据示例性实施方式的活体信息测量装置10的构造的图。

如图8例示，活体信息测量装置10包括控制单元12、驱动电路14、放大电路16、模拟/数字(a/d)转换电路18、测量单元20、发光元件ld1、发光元件ld2和以及光接收元件3。

控制单元12向驱动电路14输出控制信号，该控制信号控制发光元件ld1和ld2中的每一个的发光时段和发光间隔，驱动电路14包括用于向发光元件ld1和ld2供给驱动电力的电源电路。

在接收来自控制单元12的控制信号时，根据由控制信号指示的发光时段和发光间隔，驱动电路14向发光元件ld1和ld2供给驱动电力，以便驱动发光元件ld1和ld2。

放大电路16将对应于在光接收元件3中接收的光的强度的电压放大到，被指定为a/d转换电路18的输入电压范围的电压电平。该示例中，光接收元件3输出对应于所接收的光的强度的电压。然而，作为另一个示例，光接收元件3输出对应于所接收的光的强度的电压。在这种情况下，放大电路16将从光接收元件3输出的电流，放大到被指定为a/d转换电路18的输入电流范围的电流电平。

a/d转换电路18接收被放大电路16放大的电压，作为输入，并且对被表达为电压的大小的光接收元件3中接收的光量进行数字化。

测量单元20接收被a/d转换电路18数字化的所接收的光的量作为输入，通过使由发光元件ld1发出的所接收的光的量经过fft来计算各个频率ω的谱分布，并且通过相对于频率ω对频率ω和频率ω处的功率谱的乘积进行积分，来测量血流量。

另外，测量单元20接收被a/d转换电路18数字化的所接收的光的量作为输入，并且以时间顺序管理由发光元件ld1和发光元件ld2发出的所接收的光的量。然后，测量单元20通过根据等式(1)计算发光元件ld1的所吸收光量的变化量δair和发光元件ld2的所吸收光的量的变化量δared，并根据等式(2)计算所吸收光的量的变化量δared与所吸收光的量的变化量δair之比，来测量氧饱和度。

图9例示了活体信息测量装置10中的发光元件ld1和ld2和光接收元件3的布置的一个示例。如图9例示，发光元件ld1和ld2和光接收元件3并排布置在活体8上。在该示例中，光接收元件3接收在活体8处反射的、发光元件ld1和ld2的光。

然而，发光元件ld1和ld2和光接收元件3的布置不限于图9的布置示例。例如，如图10例示，发光元件ld1和ld2可以被布置为面向光接收元件3，活体8夹在它们之间。在该示例中，光接收元件3接收透过活体8的、发光元件ld1和ld2的光。

虽然在这些示例中，发光元件ld1和ld2是两个面发射激光器，但发光元件ld1和ld2不限于此，而可以是边缘发射激光器。

当要由测量单元20测量血流量时，因为该测量根据如上所述的差拍信号基于所接收的光的量的谱分布进行，所以与不同光相比可能更容易产生差拍信号的激光器装置可以优选地用于发光元件ld1。

然而，即使从发光元件ld2发出的光不是激光束，因为可以计算发光元件ld2的所吸收光的量的变化量δared，所以发光二极管(led)或有机发光二极管(oled)可以用于发光元件ld2。

接着，将参照图11描述根据该示例性实施方式的活体信息测量装置10的电系统的主要部件的构造。

如图11例示，根据该示例性实施方式的活体信息测量装置10包括：控制单元，用于控制发光元件ld1和发光装置ld2中的每一个的发光时段和发光间隔；和中央处理单元(cpu)30，其作为用于测量活体8中的血流量和血液中的氧饱和度的测量单元的一个示例。另外，活体信息测量装置10包括：只读存储器(rom)32，其中存储各种程序和参数；和随机存取存储器(ram)34，当各种程序由cpu30执行时，该随机存取存储器(ram)34用作工作区域等。

cpu30、rom32和ram34经由活体信息测量装置10的内部总线36彼此连接。另外，发光元件ld1、发光元件ld2、光接收元件3、放大电路16和a/d转换电路18连接到内部总线36。

另外，用于测量从指定时间点经过的时间的定时器含有在cpu30中。

接着，将参照图13描述活体信息测量装置10的操作。

图12是例示了当cpu30接收到开始测量活体信息的指示时，由cpu30执行的活体信息测量处理的流程的一个示例的流程图。定义活体信息测量处理的程序(活体信息测量程序)预先安装在例如rom32中。另外，假定发光元件ld1和发光元件ld2这两者处于在活体信息测量程序开始的时间点未发射激光束的发光停止状态。

首先，在步骤s10，cpu30重置cpu30中含有的两个定时器a和b。这里，“重置定时器”意味着停止由定时器进行的测量，并且定时器重新开始对从定时器的停止点起经过的时间。

在步骤s20，cpu30确定定时器a是否是在步骤s10重置定时器a之后已经经过时间t3或更长时间。时间t3是rom32的预设区域中存储的参数，并且确定从发光元件ld1的发光时段到其下一发光时段的时间间隔，即，发光元件ld1的发光停止时段。

因为发光元件ld1用于测量血流量，所以发光元件ld1的发光停止时段被设置为，对应于具有大约几十khz的上限的频率范围的时段。

当步骤s20处的确定的结果是否定时，cpu30重复步骤s20，并且等待，直到定时器a已经经过时间t3或更长时间为止。同时，当步骤s20处的确定结果是肯定时，处理进行到步骤s30。

在步骤s30，cpu30重置定时器a。

然后，在步骤s40，cpu30向驱动电路14通知指示发光元件ld1开始发光的发光开始指示。在接收到发光开始指示时，驱动电路14向发光元件ld1供给驱动电力，并且使发光元件ld1发射激光束。

在步骤s50，cpu30从a/d转换电路18获取在发光元件ld1的发光时段中由发光元件ld1发射、且在光接收元件3中接收的光量，并且在ram34的预设区域中存储所获取的光量。

在步骤s60，cpu30确定定时器a是否是在步骤s30重置定时器a之后已经经过时间t4或更长时间。时间t4是rom32的预设区域中存储的参数，并且确定发光元件ld1发射激光束之后直到发光元件ld1停止发光为止的时间间隔，即，发光元件ld1的发光时段。

当在步骤s60处的确定的结果是否定时，cpu30重复步骤s60，并且等待，直到定时器a已经经过时间t4或更长时间为止。同时，当步骤s60处的确定结果是肯定时，处理进行到步骤s70。

在步骤s70，cpu30向驱动电路14通知指示发光元件ld1停止发光的发光停止指示。在接收到发光停止指示时，驱动电路14停止向发光元件ld1供给驱动电力，并且使发光元件ld1停止发射激光束。另外，cpu30重置定时器a。

在步骤s80，cpu30确定定时器b是否是在步骤s10重置定时器b之后已经经过时间t5或更长时间。时间t5是rom32的预设区域中存储的参数，并且确定发光元件ld2的发光停止时段。时间t5被设置为长于时间t3。具体地，时间t5可以被设置为，满足对应于从发光元件ld1和发光元件ld2分别发出的光量的测量频率(具体地，落在从大约30hz至大约1000hz的范围内的频率)的时段。

通过这样设置时间t5，如后面将描述的，从发光元件ld2的发光到其下一次发光的发光周期被设置为，长于发光元件ld1的发光周期。

当步骤s80处的确定的结果是否定时，处理返回到步骤s20并且cpu30重复步骤s20至s80，以在发光元件ld2的发光停止时段期间，使发光元件ld1每当时间t3在时间t4发射激光束。

同时，当步骤s80处的确定的结果是肯定时，处理返回到步骤s90。

在后续步骤s90至s130，对发光元件ld2执行与步骤s30和s70中例示的发光元件ld1相同的发光开始操作和发光停止操作。

即，在步骤s90，cpu30重置定时器b。

在步骤s100，cpu30向驱动电路14通知指示发光元件ld2开始发光的发光开始指示。在接收到发光开始指示时，驱动电路14向发光元件ld2供给驱动电力，并且使发光元件ld2发射激光束。

在步骤s110，cpu30从a/d转换电路18获取在发光元件ld2的发光时段中由发光元件ld2发出的、且在光接收元件3中接收的光的量，并且在ram34的预设区域中存储所获取的光量。

在步骤s120，cpu30确定定时器b是否是在步骤s90重置定时器b之后已经经过时间t6或更长时间。时间t6是rom32的预设区域中存储的参数，并且确定发光元件ld2的发光时段。时间t6被设置为短于设置发光元件ld1的发光停止时段的长度的时间t3。

当步骤s120处的确定的结果是否定时，cpu30重复步骤s120，并且等待，直到定时器b已经经过时间t6或更长时间为止。同时，当步骤s120处的确定结果是肯定时，处理进行到步骤s130。

在步骤s130，cpu30向驱动电路14通知指示发光元件ld2停止发光的发光停止指示。在接收到发光停止指示时，驱动电路14向发光元件ld2供给驱动电力，并且使发光元件ld2停止发射激光束。另外，cpu30重置定时器b。

在步骤s140，根据上述血流量测量方法，cpu30通过使在步骤s50获取的发光元件ld1的所接收的光的量的时序数据经过fft来计算各个频率ω的谱分布，并且通过相对于整个频率ω对计算得的谱分布进行积分来测量血流量。

在步骤s150，根据上述血氧饱和度测量方法，cpu30在ram34的预设区域中存储：在步骤s50获取的发光元件ld1的所接收的光的量，和在步骤s110获取的发光元件ld2的所接收的光的量。然后，cpu30通过使用所接收的光的量的时序数据计算等式(1)和(2)，或通过修改这些等式(1)和(2)而获得的已知等式，来测量血氧饱和度。

在步骤s160，cpu30确定是否接收到结束测量活体信息的结束指示。当步骤s160的确定的结果为否定时，处理返回到步骤s20，并且cpu30通过重复步骤s20至s160直到接收到结束指示为止，而继续测量血流量和血氧饱和度。

图13是例示了当执行图12的活体信息测量程序时，发光元件ld1和ld2的发光时刻的一个示例的时刻图。

如图13例示，具有时间t3长度的发光停止时段和具有时间t4的长度的发光时段重复出现在发光元件ld1中。另外，具有时间t5长度的发光停止时段和具有时间t6的长度的发光时段重复出现在发光元件ld2中。然而，通过将发光元件ld2的发光停止时段设置为长于发光元件ld1的发光停止时段，可以避免发光元件ld2在发光元件ld1的每个发光时段发光的情况。

在这种情况下，测量单元20通过使用如下各项来测量血氧饱和度：在指示发光元件ld1和ld2的所接收的光的量的获取时刻的光接收点96中的光接收点96b处获取的发光元件ld2的所接收的光的量；和在发光元件ld1的发光时段(该发光元件ld1的发光时段沿着时间轴与包括光接收点96b的发光元件ld2的发光时段相邻)期间在光接收点96a和光接收点96b中的一个处获取的发光元件ld1的所接收的光量。

这是因为，彼此时间上尽可能地靠近的发光元件ld1的所接收的光的量和发光元件ld2的所接收的光的量往往提高血液中氧饱和度的测量精度。下文中，“光接收点96时间上尽可能地彼此靠近”有时可以简称为“光接收点96彼此靠近”。

虽然发光元件ld2的发光停止时段的长度在图12例示的活体信息测量程序的流程图中是固定的，但发光元件ld2的发光停止时段的长度可以是可变的。

图14是例示了限定发光元件ld2的发光停止时段的时间t5和时间t7被设置为不同值时，发光元件ld1和ld2的发光时刻的一个示例。即使在这种情况下，测量单元20通过使用光接收点96a处的发光元件ld1的所接收的光的量、光接收点96b(光接收点96b是光接收点96的一个示例，并且靠近光接收点96a)处的发光元件ld2的所接收的光的量、光接收点96c处的发光元件ld1的所接收的光的量、以及光接收点96d(光接收点96d是光接收点96的一个示例，并且靠近光接收点96c)处的发光元件ld2的所接收的光量，来测量血液中的氧饱和度。

另外，例如，在发光元件ld1的发光时段的特定时段中所包括的多个发光时段中的光接收点96处的所接收的光的量的平均值，可以被假定为发光元件ld1的发光时段中的所接收的光的量。另外，在发光元件ld2的发光时段的特定时段中所包括的多个发光时段中的光接收点96处的所接收的光的量的平均值，可以被假定为发光元件ld2的发光时段中的所接收的光的量。

例如，如图15例示，测量单元20计算在发光元件ld1的发光时段的特定时段tld1中所包括的各个发光时段中的光接收点96a和96c处的所接收的光的量的平均值。另外，测量单元20计算在发光元件ld2的发光时段的特定时段tld2中所包括的各个发光时段中的光接收点96b和96d处的所接收的光的量的平均值。然后，测量单元20通过使用光接收点96a和96c处的所接收的光的量的平均值、和光接收点96b和96d处的所接收的光的量的平均值，来测量血液中的氧饱和度。

另外，如图16例示，测量单元20可以在发光元件ld1的发光时段和发光元件ld2的发光时段中设置多个光接收点96，获取光接收点96处的所接收的光的量，并且将光接收点96处的所接收的光的量的平均值假定为，发光元件ld1和ld2的发光时段中的所接收的光的量。即，光接收点96a和96c处所接收的光的量的平均值被假定为，发光元件ld1的发光时段中的所接收的光的量，并且光接收点96b和96d处所接收的光的量的平均值被假定为，发光元件ld2的发光时段中的所接收的光的量。

虽然图16例示了多个光接收点96被设置在发光元件ld1和ld2的发光时段中，并且对光接收点96处的所接收的光的量进行平均化，但用于计算所接收的光的量的方法不限于此。例如，可以仅在发光元件ld1和ld2中的一个的发光时段中设置多个光接收点96。

即，用于测量的发光元件ld1和ld2的所接收的光的量的数据不限于图14中例示的数据数量。例如，如图15例示，特定时段可以包括多个发光时段，并且如图16例示，可以在发光元件ld1和ld2的发光时段中设置多个光接收点96。

这样，根据本示例性实施方式的活体信息测量装置10可以控制发光元件ld1和ld2，使得发光元件ld1和ld2的发光时段不彼此交叠(虽然发光元件ld1和ld2的发光时段可能部分彼此交叠)，并且使得每单位时间的发光元件ld2的发光次数小于每单位时间的发光元件ld1的发光次数。

因此，可以用比当发光元件ld1和ld2的发光时段被设置为彼此相等，并且发光元件ld1和ld2交替发光时消耗的电力少的电力，来测量血流量和血液中的氧饱和度。

另外，如上所述，活体信息测量装置10可以用于测量血流速度。另外，如图7例示，因为在光接收元件3中接收的光量根据动脉的脉搏而变化，所以可以从光接收元件3中接收的光量的变化，来测量脉搏率。另外，可以通过对通过以时间顺序测量脉搏率的改变而获得的波形进行两次微分，来测量加速脉冲波。加速脉搏波用于估计血管年龄、诊断动脉硬化等。

另外，活体信息测量装置10可以用于测量其他活体信息，而不限于上述活体信息。

另外，虽然已经在示例性实施方式中例示了控制单元12和测量单元20中的处理用软件实施，但类似于图13中例示的流程图的处理可以用硬件来实施。在这种情况下，控制单元12和测量单元20中的处理可以比用软件实施的处理更快地执行。

而且，虽然示例性实施方式中已经例示了活体信息测量程序安装在rom32中，但示例性实施方式不限于此。可以以记录程序的计算机可读记录介质的形式来提供根据示例性实施方式的活体信息测量程序。例如，根据示例性实施方式的活体信息测量程序可以以记录程序的便携式记录介质的形式来提供，诸如光盘(cd)-rom、数字通用光盘(dvd)-rom、通用串行总线(usb)存储器等。而且，根据示例性实施方式的活体信息测量程序可以以记录程序的半导体存储器的形式来提供，诸如闪存等。

对本发明的示例性实施方式的上述说明是为了例示和说明的目的而提供的。并非旨在对本发明进行穷尽，或者将本发明限于所公开的精确形式。显而易见的是，很多修改例和变型例对于本领域技术人员是明显的。选择了实施方式进行说明以最好地解释本发明的原理及其实际应用，以使本领域其它技术人员能够理解本发明的各种实施方式，以及适合于所设想的具体用途的各种变型。本发明的范围旨在由所附权利要求及其等同物来限定。