元件捕获的光强度值的像素。这些光敏感元件可 以敏感于特定光谱范围（即，表示特定颜色）。图像帧包括表示对象的皮肤部分的至少一些 图像像素。因此，图像像素可以对应于光检测器的一个光敏感元件及其(模拟或数字)输出， 或者可以基于多个光敏感元件的组合(例如，通过划分)来被确定。
[0050] 在另一实施例中，所述检测器包括一个或多个光学光电体积描记传感器19(也称 为(一个或多个)接触式PPG传感器），所述一个或多个光学光电体积描记传感器被配置为被 安装至对象14的皮肤部分，以便米集光电体积描记信号。（一个或多个)PPG传感器19可以例 如被设计为用于测量血氧饱和度的手指夹的形式，或者用于测量心率的心率传感器的形 式，仅提出所有可能实施例中的几个。
[0051] 当使用相机18时，系统10任选地还可以包括诸如灯的光源22(也被称为照明源）， 所述光源用于利用光，其例如在(一个或多个)预先确定的波长范围中（例如，在红、绿和/或 红外波长范围中），来照射诸如患者面部的皮肤(例如面颊或前额的部分)的感兴趣区域24。 由相机18来检测响应于所述照明的从所述感兴趣区域24反射的光。在另一实施例中，不提 供专用光源，而是环境光被用于对象14的照明。从反射光，仅在期望的波长范围中的光(例 如绿光)可以被检测和/或评价。
[0052]设备12还被连接至接口 20,所述接口用于显示所确定的信息和/或用于向医学人 员提供接口以变化设备12、相机18、（一个或多个)PPG传感器19、光源22和/或系统10的任何 其他参数的设置。这样的接口 20可以包括不同的显示器、按钮、触摸屏、键盘或其他人机接 口丰旲块。
[0053]如图1中图示的系统10可以，例如，被定位在医院、医疗保健设施、老年护理设施等 中。除了患者的监测，本发明还可以应用在其它领域中，诸如新生儿监测、一般监控应用、安 全监测或诸如健身装备的所谓的生活方式环境等。设备12、相机18、（一个或多个)PPG传感 器19和接口 20之间的单向或双向通信可以经由无线或有线通信接口进行工作。本发明的其 他实施例可以包括不是独立提供的，而是被集成到相机18或接口20中的设备12。
[0054]图2示出了根据本发明的设备12的实施例的更详细的示意性图示。设备12包括输 入接口 30，所述输入接口用于接收从所检测到电磁辐射导出的检测数据的数据流28，所述 电磁辐射是透射通过或反射自对象14的皮肤区域的。检测数据的数据流例如是由相机18 和/或一个或多个PPG传感器19提供的，并且检测数据包括表示各自的波长部分的至少两个 信号通道中的波长相关的反射或透射信息。
[0055]信号混合器32被提供为将至少两个信号通道动态混合为至少一个混合信号。存在 用于所述混合的各种实施例，这将在下文更详细地进行解释。
[0056] 处理器34被提供为从至少一个混合信号导出指示至少一个生命体征的生理信息。 从所检测的光，例如从感兴趣区域的图像或从接触式PPG传感器的信号获得PPG信号的方式 是通常在远程或接触式光电体积描记术的领域中已知的，例如从上述文档已知的，并且因 此此处不更详细地说明。
[0057]最后，控制器36被提供为控制信号混合器限制被混合为至少一个混合信号的至少 两个信号通道的相对贡献，和/或限制所述相对贡献被允许动态变化的变化率。以这种方 式，所获得的生理信息的可靠性和准确度能够在各种情况下增加，其中，常规处理会导致所 获得的生理信息的劣化，如也将在下文中更详细说明的。
[0058] 设备12的各种单元可以依赖于如何以及在何处应用本发明被包括在一个或多个 数字或模拟处理器中。不同单元可以完全地或部分地被实施在软件中，并且在被连接至一 个或多个检测器的个人计算机上被执行。所需功能的一些或全部也可以被实施在硬件中， 例如，在专用集成电路(ASIC)中或在现场可编程门阵列(FPGA)中。
[0059] 本发明的细节应当针对输出生命体征为脉冲信号S的情况被描述。存在几种方法 来找到S，所述方法被称为由I3BVztHROM引导的I CA、PCA、PBV、CHROM以及ICA/PCA。这些方法 能够被解释为提供作为来自彩色摄像机的红色、绿色和蓝色信号的混合的脉冲信号，但是 它们在确定最优加权方案的方式上不同。在这些方法中，所得到的权重旨在混合，其中，失 真消失，即"加权向量"基本上正交于通常由对象运动引起的主要失真。
[0060] 在下文中，应简要解释这些方法的一些基本思路及实质。
[0061] 心脏的跳动引起动脉中的压力改变，因为心脏栗送血液抵抗(against)血管床的 阻力。由于动脉是弹性的，它们的直径与压力改变同步变化。这种直径变化甚至出现在皮肤 的较小血管中，其中，血液量改变引起光的变化的吸收。
[0062] 在M· Hillsbusch的 "Ein bi Idgestiitztes，funktionel Ies Verfahren zur optoelektronischen Erfassung der Hautperfusion"（FakultatfUr Elektrotechnik und Informationstechnik，PhD-thesis，RWTH Aachen，2008年I月28 日）中，解释了得到相 对PPG幅度由血液和无血液组织之间的对比来确定。给定氧化动脉血液的吸收光谱和真皮 及表皮的吸收光谱，并且假设3%的黑色素浓度，其模拟实现作为如图3A中所示的波长的函 数的相对幅度40(也示出在绝对幅度41中）。在该曲线中，在542和577nm处的氧合血液的吸 收峰能够清楚地被识别。
[0063] 作为波长的函数的绝对PPG-幅度51由Corral等人在"Optimal wavelength selection for non-contact reflection photoplethysmography''（22nd Congress of the International Commission for Optics: Light for the Development of the World，Proc.of SPIE，Vol.8011,801191)中使用光谱仪和白色卤素照明来测量。该曲线51 示出了550nm附近的强幅度峰值，如图3B所示。该绝对PPG(PPG(w)，w是波长)经由卤素照明 的发射光谱I (w)和皮肤反射光谱Ps(W)与相对PPG-曲线RPPG(W)有关：
[0064] PPG(w) =Ps(W)I(W)RPPG(W)。 （1)
[0065]在图3B中，所导出的相对PPG 50已经被包括，其除了针对较短波长的较高噪声之 外，合理地良好地对应于来自Hiilsbusch的模型的预测。增加的噪声水平要被预期给出（卤 素)灯的较弱的发射和针对较短波长的皮肤的较高的吸收。
[0066]来自Hiilsbusch的模型的无噪声曲线用于预测在普通摄像机的颜色通道中的PPG-幅度。相机使用针对眼睛的三原色，即红色、绿色和蓝色，的三个颜色通道以相当粗糙的感 测采样可见光光谱。这些颜色通道通常以450nm、550nm和650nm为中心，并具有若干IOOnm的 相对宽的带宽，并因此部分交叠。给出作为波长函数的PPG-信号，如由Hiilsbusch的模型所 预测的，相对PPG-幅度能够针对不同皮肤色调和光源的光谱组成来预测。
[0067]单位长度规范化血液量脉冲向量应当被定义为Pbv，其提供在红色、绿色和蓝色相 机信号中的相对PPG-强度，如图4A中所示。为了量化预期，红色、绿色和蓝色通道的响应Hred (w)(图4A中的曲线60)、Hgreen(w)(图4A中的曲线61)和Hbiue(W)(图4A中的曲线62)分别被测 量为波长w、全局快门颜色CCD相机1、对象的皮肤反射率64p s(w)的函数，并且使用从Η? Isbusch模型导出的PPG-幅度曲线63PPG(w)。从图4Α中所示的这些曲线，血液量脉冲向量P bv 被计算为：
[0069] 其中，使用白色的卤素照明光谱I(w)65，实现规范化的Pbv= [0 · 27，0 · 80，0 · 54]。当 使用由Corral等人测量的更高噪声的曲线时，结果是Pbv =[0.29，0.81，0.50]。
[0070]由所使用的模型预测的血液量脉冲合理地良好地对应于对在白光照明状况下的 多个对象上的测量进行平均后发现的实验测量的规范化血液量脉冲向量Pbv= [0.33，0.78， 0.53]。给定该结果，得出结论，所观察到的PPG-幅度，尤其是在红色中并且到蓝色相机通道 中的较小的范围，能够极大地由来自500和600nm之间的区间中的波长的串扰来解释。图4B 示出了相同波长区间如何贡献于相机颜色通道中的每个(红:70,绿:71，蓝:72)。精确血液 量脉冲向量依赖于相机的颜色滤波器、光的光谱以及皮肤反射率，如模型示出。在实践中， 向量被证明是非常稳定的。在下文中，这应当针对皮肤色调的范围来验证这。
[0071 ]有趣地，皮肤在白光照明下在红色（图5A中的曲线80 )、绿色（图5A中的曲线81)和 蓝色通道（图5A中的曲线82)中的相对反射率并不非常依赖于皮肤类型，如图5A中所示。这 可能是因为无血液皮肤的吸收光谱是由黑色素吸收主导的。尽管更高的黑色素