人身穿戴式多光學傳感器心率測量裝置及其方法
【技術領域】
[0001] 本發明涉及一種人身穿戴式心率傳感器，特別是涉及一種基于光電容積描記法的 傳感器。
【背景技術】
[0002] 在相關技術被討論之前，它可能有助于闡明下文將使用的某些術語的定義。
[0003] 本文中使用的術語「光源」指的是可能包括任何可以發出期望強度及波長的光線 的組件，例如一發光二極管(LED)，以及術語光檢測器指的是可能包括任何能夠檢測和測量 所述物光源所發出的光線的組件，例如發光二極管或光敏三極管。通常情況下，光源的期望 波長為350-1100納米的范圍內。
[0004] 本文中使用的術語「光電容積描記法」或「PPG」被定義為通過利用器官組織的透射 光的痕跡來分析器官的生理參數。
[0005] 本文中使用的術語「反射光電容積」或「反射PPG」被定義為基于測量穿過組織并作 為光源反射回組織的相同側的光強度。
[0006] 光電容積在現有的本領域中使用于測量心率。心率可藉由分析在透射PPG的透射 光或反射PPG的反射光來偵測。在組織中的血液量變化會改變光的吸收、反射或散射，所以 所測量的反射光或透射光會隨心臟循環而變化。因此，心臟速率可以從測得的反射或透射 光通過信號分析來導出。
[0007] 光在生物組織中的穿透深度通常會受到限制。因此，透射PPG通常被設計在人體的 相對薄的部分，如指尖或耳垂來操作。這個缺點限制了透射PPG對心率的活動測量的應用。 反射PPG的量測則不受此限，理論上可以在身體任何部分的皮膚表面進行。

【發明內容】

[0008] 本發明的實施例中，解決了 PPG傳感器的作動可能會導致不希望的噪聲和不準確 的心臟速率測量而影響靈敏度的問題。本發明的實施例提供一種多感應方式，并結合驗證 流程，考慮到輸入信號的比率而提供了更強大的PPG傳感器，用以于心臟速率測量目的中相 較于當前基于PPG傳感器更為可用。
[0009] 根據本發明部分實施例，一加速度計可以在此被進一步用于增加質量和所述心率 測量裝置的心率測量正確性。所述加速度計的運用有利于至少下列三個方式：測量人活動 程度的穿戴感測裝置、檢測所述活動的一變化率以及獲得穿戴所述心率測量裝置的人的傳 遞函數。然后，一處理器可以使用由所述加速度計所收集的數據，并相應地校正光學測量。
[0010] 根據本發明部分實施例，一種基于光電容積描記法用以量測心率的傳感器被提 供，所述傳感器利用兩個或兩個以上的光源和兩個或多個光檢測器，其中一處理器用以分 析交叉量測以及不同光線之間的比率和對應的反射。更精確地說，所述傳感器可能包括一 第一光源與一第二光源，用以分別通過一第一光線與一第二光線照明一身體組織；以及一 第一光檢測器與一第二光檢測器，各用以檢測光線，所述光線包括通過所述身體組織傳送 的部分第一光線與部分第二光線；以及一處理器，具有一模擬測量單元，并用以接收下列讀 數，包括：由兩個傳感器感測到的和來自兩個光源的光強度的任意組合；以及基于由兩種光 源中的每一個所發送和由兩個檢測器中的每一個所測量的光的部分的比率計算一組織吸 收測量值。
[0011] 這些附加及/或其他本發明的方面及/或優點將闡述于后述的詳細描述中。
【附圖說明】
[0012] 為了讓本發明能更明顯易懂，并為了闡述其如何實現，純粹以例示的方式呈現下 文的詳細說明，附圖中類似的標號表示相應的組件或部分。在附圖中：
[0013] 圖1為根據本發明部分實施例的心率傳感裝置示意圖；
[0014] 圖2為根據本發明部分實施例中一系統用以接收、處理并呈現至一使用者基于所 述心率傳感裝置所收到信號的心率讀數的方塊示意圖；
[0015] 圖3A及圖3B為根據本發明部分實施例中一附件單元用以將所述傳感裝置貼附于 一被測組織的各別局部截面示意圖及局部等距視圖；
[0016] 圖4為根據本發明部分實施例中包括所述心率傳感裝置及處理單元的頭盔系統 示意圖；
[0017] 圖5為根據本發明部分實施例中一太陽鏡系統用以提供所述心率傳感裝置、信號 處理及數據顯示管理單元的示意圖；
[0018] 圖6為根據本發明部分實施例中一游泳鏡系統用以提供所述心率傳感裝置、信號 處理及數據顯示管理單元的示意圖；
[0019] 圖7為根據本發明部分實施例中一心率量測與顯示系統的示意圖；以及
[0020] 圖8為根據本發明部分實施例中一心率量測與顯示系統的示意圖。
[0021] 具體的細節將于【具體實施方式】中被闡述以便提供本領域技術人員顯而易見的徹 底理解本發明。
【具體實施方式】
[0022] 參考【具體實施方式】并配合附圖，要強調的是所示的細節為例示目的，且僅僅是為 了探討本發明的優選實施例，并且提供被認為是呈現本發明的原理和概念方面上最有用和 容易理解的描述。在此方面，沒有試圖更詳細地顯示本發明的結構細節，而是就本發明必要 的基本架構進行敘述。本發明由附圖中所示和說明書中幾種形式的【具體實施方式】所描述的 內容使本領域技術人員體現本發明。
[0023] 詳細解釋本發明實施方式之前，需要理解的是本發明實施方式及及附圖中詳細的 組件配置及建構并非用以限制本發明。本發明能以不同的實施方式在細節上加以變化。并 且，本發明提供的各實施方式及附圖不應被理解為限制本發明。
[0024]心率量測裝置使用在反射PPG已是現有技術。一現有技術中使用反射PPG的量測裝 置通常以光線由一光源通過活體組織的皮膚的光強度量測為基礎。現有的裝置無法呈現多 個光源結合多個傳感器用以量測心率的組成結構。
[0025]僅使用一個光源和只有一個光檢測器的嚴重缺點是由待測組織與量測裝置監的 相對運動使人工制品產生的高敏感度。由光源傳送的光強度Iph在通過一被測的材料/組織 后由光檢測器接收，可以通過式（1)定義如下：
[0026]
(!)
[0027]其中，
[0028] ILED為光源強度；
[0029] KLEDept為被測材料/組織的光源光學耦合系數，它決定來自光源的光進入材料/組 織后的強度衰減量；
[0030] KPHepl為光檢測器的光源光學耦合系數，它決定來自光源的光進入光檢測器后的強 度衰減量；
[0031] KskinL(t)為在一被測組織中，如皮膚，光線通過距離L的吸收值；
[0032] L為所述光源至所述光檢測器的距離；
[0033] t為時間。
[0034] 正如從式（1)可知，當光源強度和光學耦合系數是穩定的，光強度IPH(t)代表一穩 定的PPG信號，其正比于KskinL(t)，具有比例系數為I LEDXKLEDeptXKPHepi。若人工制品的移動 存在，則上述是不正確的。
[0035]光源和光檢測器的光耦合系數在耦合區對于壓力值非常敏感，由于壓力的變化將 使它們的值產生改變（由于人工制品移動的影響）。這些頻率范圍的變化通常相關于或非常 相關于心臟速率。這些變化的程度相對比單純PPG信號的變化較大。壓力穩定可提高PPG量 測質量。
[0036]耦合系數值強烈依賴于在耦合區的壓力大小。在低壓力的情況下，人工制品移動 引發的改變會使耦合系數產生的巨大變化，而導致空氣層存在耦合區的結果。當耦合壓力 高時，對于移動的人工制品來說耦合系數的敏感度將大幅降低。這可能是因為兩種不同的 原因。第一個原因是耦合系數的相對變化由壓力變化來相對定義。相對壓力?> 其變 化取決于在人工制品移動加速度，可以通過式(2)定義如下：
[0037] p = (P〇±mXa)/ao
[0038] (2)
[0039] 其中，
[0040] Po為正常壓力值；
[0041 ] m為運動中組件的質量。
[0042]由式(2)可知，壓力Ρο越大，相對壓力p的變化越小。
[0043]第二個原因是優選為耦合區域中沒有空氣存在于裝置和被測組織之間。
[0044]遺憾的是，向所述耦合區域施加高的壓力值對使用者來說是不方便的。此外，過高 的壓力可能會嚴重中斷測量區中的血液流動甚至完全阻斷它，特別是對血壓過低的人。 [0045]根據本發明的一些實施例，兩個光檢測器的感測實施方式中，其也可以被認為是 一個參考光檢測器的方案，對于人工制品的影響更穩定。所述方案包括兩個光檢測器與一 光源。光線由所述光源發出，通過一被測組織如皮膚后可能會傳送到光檢測器1與光檢測器 2〇
[0046]由所述光檢測器1所接收到的光強度IPH1可以通過式(3)定義如下：
[0047]
[0048] 由所述光檢測器2所接收到的光強度IPH2可以通過式(4)定義如下：
[0049]
[0050] 其中，
[0051] KskinLi，KskinL2為在一被測組織中，如皮膚，光線分別通過距離L1與距離L2的吸收 值；
[0052] L1、L2為光源分別至光檢測器1與光檢測2的距離。
[0053] 由式(3)與式(4)得到式(5)如下：
[0054]
[0055]