用于以增加的准确性对组织变化进行光学感测的方法和装置与流程

本发明涉及用于对组织的体积变化进行光学感测的方法和装置的领域，例如-但不限于-对体积描记图的光学采集。

背景技术：

光电体积描记(PPG)是对体积描记图的光学采集，所述体积描记图是对组织的体积变化的测量。PPG常常涉及血液体积的变化，使得PPG有时能够被解释为血液体积的PPG。

常规反射式PPG传感器通过特定波长处的吸收测量来监测血液到皮肤的真皮和皮下组织的灌注。除了源自于血液的光之外，检测到的更大的部分源自于组织和/或血液混浆。

图1示出了两种典型的常规PPG实施方式形式。图1的左侧部分示出了反射式实施方式的范例，其具有光学发射器10(例如，发光二极管(LED)、激光二极管等)以及光学接收器20(例如，光检测器、光电二极管、光电晶体管等)。由光学发射器10发出的光在患者或用户的指尖100的皮肤部分处被反射并且然后在光学接收器20处被接收作为PPG信号。图1的右侧部分示出了传递式实施方式的范例，其中，由光学发射器10发出的光透射通过患者的耳朵110的组织部分，并且然后在作为光学接收器的光检测器20处被接收作为PPG信号。

PPG信号包括非常小的交流电(AC)信号分量(实际体积描记图)，以及非常大的不想要的偏移，其通常并且不正确地被称为DC(直流)信号。该DC偏移通常包括低频(LF)分量，所述低频分量包括不源自于患者或用户的血液的大的部分的背散射光、环境光(如果未滤波的话)、以由例如运动引起的两者的变化。LF分量的频率分量可以包括与要被测量的AC信号相同的频率，从而排除了任何频率域滤波。常规PPG传感器因此通常一起测量两者信号并且使用信号处理算法来分离不同的分量。

PPG信号的以上分量导致降低的可用动态范围的问题，因为信号处理解决方案(例如模数转换(ADC)等)的主要部分被浪费在对不想要的DC和LF分量进行采样上。

此外，运动引入了在不想要的DC和LF分量中的大的变化，这引起PPG传感器中由于运动伪迹的主要问题。因此，额外的运动传感器(例如三维(3D)加速度计或者额外的光学传感器)被用于常规PPG传感器中的伪迹抑制，这造成PPG传感器设备的增加的复杂度。

克服以上问题的常规建议大部分是基于测量实际运动并且补偿测量的PPG信号(其有希望包括相同的运动伪迹)。通常，3D加速度计己被建议作为合适的运动传感器，但是也己经提出额外的假PPG传感器的使用。这些假PPG传感器使用例如红外(IR)波长(其中，血液己知(基本上)不具有吸收)，但是皮肤组织具有。这些假PPG传感器因此测量一种运动伪迹，所述运动伪迹被用于补偿实际PPG传感器中的不想要的运动伪迹。关于这种补偿的问题是假PPG信号的次级波长越不同于实际PPG信号的初级波长，光传播通过的组织的光学参数的差异就越大。例如，IR光将比更短的初级波长更深地传播进到组织中。因此，由假PPG信号的所述次级波长感测到的“运动”是基于相比于实际PPG信号的初级波长相当不同的体积的。这需要额外的补偿，并且因此增加了复杂性。

此外，使用3D传感器的补偿的缺点是它们是昂贵的、相对大的并且使用额外的电源。再次，必须实施复杂的补偿算法，其需要更多的处理能力。

因此，在常规PPG传感器中，不想要的DC和LF分量在A/D转换之后通过合适的信号处理来移除。常规PPG传感器因此通常一起测量两者信号并且使用信号处理算法来分离不同的分量。

作为常规PPG传感器的另一范例，US2003/036685公开了一种生理信号监测系统，其中，具有光学辐射源的两个PPG传感器被用于提供两个不同的功能。首先，他们被用作SpO2传感器，其中，两个分离的波长(红和红外)被用于估计Hb氧饱和度(即，SpO2)。一个波长(880nm)处吸收系数是接近相同的，并且一个(658nm)处吸收系数非常地不同。第二，它们基于两个输出信号之间的互相关而被用作脉搏波速度传感器。

技术实现要素：

本发明的目的是提供用于测量组织的体积变化的改进的方法，借助于其，针对PPG信号的更大的动态范围变得可用，并且能够防止在接收器侧的用于补偿不想要的DC和LF分量的额外的信号处理算法。

该目的是通过根据权利要求1所述的装置和根据权利要求15所述的方法来实现的。

因此，具有被定位于要被测量的期望的物质(例如血液)的吸收曲线的更陡的部分并且因此处于实质不同的值处的特定波长的一个或多个光学辐射源、两个或更多个光学辐射检测器以及至少一个滤波器被提出，以在放大和A/D转换之前移除不想要的DC或LF偏移并且从而降低对信号处理技术和特定电子器件的需要。更少的处理导致更便宜的微处理器和降低的功耗，从而降低复杂性以及相关的材料清单(BOM)并且增加的电池寿命。此外，不需要额外的传感器，这进一步降低了花费、复杂性和供应电流，同时增加了信号保真度。因为本发明移除了运动信号，因而运动伪迹被消除(或者至少大幅衰减)。

根据第一选项，可以提供调制器，其用于以预定频率调制异相的所述第一光学信号和所述第二光学信号的幅度，其中，所述至少一个滤波器包括电容器或DC恢复回路，以用于移除作为所述第一部分和所述第二部分的不想要的分量的DC分量。因此，能够通过简单地打开和关闭第一和第二光学信号并且对检测器输出信号的AC分量进行滤波来移除不想要的DC和LF分量。更具体而言，不想要的偏移信号也将被调制，但是其调制幅度将显著地更小或者降低(由于斜率差异)。

根据能够与第一选项组合的第二选项，能够从琥珀色或蓝色波长区域选择第一和第二波长。

根据能够与第一或第二选项组合的第三选项，可以提供另外的调制器，其用于通过不同于所述预定频率的另外的预定频率来调制所述第一光学信号和所述第二光学信号的幅度，以因此引入所述第一光学信号和所述第二光学信号的强度的不平衡，从而获得所述第一部分和所述第二部分中的运动分量。这提供了这样的优点：所提出的感测装置也可以被用作运动检测器。

根据能够与第一至第三选项中的任何组合的第四选项，所述至少一个滤波器可以包括：第一带通滤波器，其用于对所述第一波长进行滤波并且用于向所述至少一个光学辐射检测器中的第一光学辐射检测器供应经滤波的输出信号；以及第二带通滤波器，其用于对所述第二波长进行滤波并且用于向所述至少一个光学辐射检测器中的第二光学辐射检测器供应经滤波的输出信号，并且其中，所述装置还适于将由所述第一光学辐射检测器和所述第二光学辐射检测器生成的电输出信号彼此相减，以抑制不想要的分量。由于第一和第二电输出信号被相减的事实，因此能够抑制不想要的DC分量并且有要被测量的物质(例如，血液)的特定吸收特性生成的期望的AC分量能够在放大及后续信号处理之前在非常早的处理阶段处被提取。

根据能够与第一至第四选项中的任何组合的第五选项，所述至少一个光学辐射源可以包括用于生成所述第一光学信号的第一光学辐射源和用于生成所述第二光学信号的第二光学辐射源，其中，所述装置还可以包括反馈回路，所述反馈回路用于响应于检测到的不想要的分量的剩余量而控制所述第一光学辐射源和所述第二光学辐射源。因此，能够由所述反馈回路来自动地校正第一和第二光学信号之间的任何不平衡，所述反馈回路用作用于抵消传感器输出部处的任何剩余的不想要的DC分量的DC抵消回路。

根据能够与第一至第五选项中的任何组合的第六选项，可以提供可控电流分配器，其用于基于由反馈回路响应于检测到的不想要的分量的剩余量而生成的控制信号来调节所述第一光学辐射检测器和所述第二光学辐射检测器的电输出信号的比率。因此，能够提供备选DC抵消回路，其适于基于传感器输出信号中的剩余DC分量来调节检测器电流的比率。

根据能够与第一至第六选项中的任何组合的第七选项，切换式积分放大器可以被提供，其用于放大经相减的电输出信号的得到的信号。因此，能够获得具有优异的信噪比的大的放大。在第七选项的特定范例中，所述切换式积分放大器可以被提供在电流到时间转换器电路中。因此，常规ADC不再是必要的。

根据能够与第一至第七选项中的任何组合的第八选项，所述至少一个光学辐射源可以适于生成第三波长的第三光学信号，其中，所述第一光学波长、所述第二光学波长和所述第三光学波长被选择，使得所述其他物质在所述第二波长处的波长依赖性吸收系数的值等于所述其他物质在所述第一波长和所述第三波长处的波长依赖性吸收系数的值的平均，其中，所述至少一个滤波器包括第一滤波器以及第二滤波器，所述第一滤波器用于仅对所述第二波长进行滤波并且用于向所述至少一个光学辐射检测器中的第一光学辐射检测器供应经滤波的输出信号，所述第二滤波器用于仅对所述第一波长和所述第三波长进行滤波并且用于向所述至少一个光学辐射检测器中的第二光学辐射检测器供应经滤波的输出信号，并且其中，所述装置适于将由所述第一光学辐射检测器和所述第二光学辐射检测器生成的电输出信号彼此相减以抑制所述不想要的分量。该第八选项提供了另外的备选方案，用于在放大及后续信号处理之前早期抑制不想要的DC或LF分量。通过合适地选择三个光学信号的波长，能够通过简单地对检测器的电输出信号进行相减来抑制不想要的分量。

在第八选项的特定范例中，可以按尺寸和/或灵敏度来对第一和第二光学辐射检测器(D1、D2)进行缩放。该措施确保了不想要的分量被可靠地抑制。

应该注意，以上装置可以基于具有分立的硬件部件的分立的硬件电路、集成芯片或者芯片模块的布置，或者基于由软件例程或程序控制的信号处理设备或芯片来实施。

应该理解，根据权利要求1所述的装置和根据权利要求15所述的方法可以具有相似和/或相同的优选实施例，尤其是如从属权利要求中所定义的。

应该理解，本发明的优选实施例也能够是从属权利要求或以上实施例与相应的独立权利要求的任何组合。

本发明的这些和其他方面将根据下文描述的实施例而显而易见，并且将参考下文描述的实施例得到阐述。

附图说明

在以下附图中：

图1示出了针对PPG传感器的两种典型的常规实施方式形式；

图2示出了指示包括血液和皮肤的各种材料的波长依赖性吸收系数的曲线图；

图3示出了根据第一实施例的PPG传感器设备的操作原理；

图4示出了根据第一实施例的PPG传感器设备的示意性方框图；

图5示出了根据第二实施例的PPG传感器设备的操作原理；

图6示出了根据第二实施例的PPG传感器设备的示意性方框图；

图7示出了根据第二实施例的发光二极管的示范性发射光谱和合适的带通滤波器的滤波器特性；

图8示出了根据第三实施例的PPG传感器设备的示意性方框图；

图9示出了根据第四实施例的PPG传感器设备的示意性方框图；

图10示出了适于在根据第四实施例的PPG传感器设备中使用的切换式积分放大器的示意性电路图；

图11示出了适于在根据第四实施例的PPG传感器设备中使用的电流到时间转换器的示意性电路图；

图12示出了指示用在第五实施例中的血液和组织的波长依赖性吸收系数和邻近地分离的波长的值的曲线图；

图13示出了根据第五实施例的PPG传感器设备的示意性方框图；并且

图14示出了用在第五实施例中的带通滤波器和陷波滤波器的滤波器特性。

具体实施方式

现在基于用于心率监测的具有小的并且有效率的感测前端的PPG传感器设备来描述本发明的实施例。

根据第一实施例，由被测变量中的不想要的频率分量引起的干扰通过使用调制来减轻。引入的调制会以不同的效率将测量变量和干扰转移到不同的频率区域，并且因此将允许以降低的干扰通过同步检测来测量所述测量变量。应该指出，以上调制当然也将影响干扰，例如，黑色素吸收也将被调制。然而，由于陡峭的斜率差异，调制的信号中的干扰的幅度将比测量变量的低得多。

在PPG传感器设备的情况下，测量变量对应于由血液体积对发出的光的吸收，并且对该信号的调制能够通过使用两个(或更多个)交替的波长来实现，每个交替的波长具有针对血液的不同的吸收值。如以上所提及，使用不同的波长具有运动伪迹被拾取的缺点，因为通过其光传播到血管和从血管传播的组织的吸收和散射参数也是波长依赖的。因此，选定的波长针对运动伪迹应该是相同的或者至少相似的，同时仍然具有针对血液的不同的吸收系数。在特定的小的波长区域中实现了接近的近似。

图2示出了指示紫外、可见和红外范围内的最相关的材料或物质的吸收系数(μ[cm^-1])的波长依赖性特性(即，吸收曲线)的示意性曲线图。更具体而言，示出了皮肤(SK)、全血(BD)、黑素体(MEL)以及表皮(EPI)的特性。应该指出，图2中示出的血液的吸收曲线是基于150gr Hb/l的典型的血红蛋白浓度的。血液(BLD)的吸收曲线包括两个感兴趣的区。这些是在可见光的光谱的光学蓝色和琥珀色/红色区域中的具有高斜率(即，高dμ/dλ)的区。在这些中，后者范围(～600nm)具有最高的斜率、最大的范围，并且更重要地，皮肤(SK)对光的吸收在那里达到了其最小斜率以及最小值。因此，选择这个区域中两个非常接近的波长将不会拾取任何显著的运动伪迹，同时仍提供好的PPG信号。更具体而言，图2的曲线图示出了不同的生物发色团的吸收谱。血液由氧合血红蛋白(HbO2)的吸收谱来表示，因为对于普通的健康人，血氧饱合度在>90％的量级并且因此去氧血红蛋白的影响将是极小的。根据曲线图，清楚的是，针对PPG传感器，主要扰动可能来源于黑色素吸收。因为更长的光学路径长度，皮肤中的吸收的比血液中的高得多，从而造成大的DC(LF)分量，其在想要的PPG信号的100倍的量级上。该吸收也是运动伪迹的主要原因，因为通过皮肤的光学路径长度的任何改变将比任何PPG信号大得多。

根据第一实施例，皮肤信号(并且因此运动伪迹的主要原因)能够通过提供两个光源而被移除或者至少抑制，所述两个光源生成以上提及的两个波长并且其被异相驱动，使得所检测的PPG信号由预定频率f调制。因为PPG信号现在己经被转移到更高的频率，因此其能够例如使用锁定放大器而被AC检测，而不由另外的麻烦的DC/LF扰动所干扰。

锁定放大器(也被己知为相位敏感检测器)是能够从具有极度嘈杂的环境中提取具有己知的载波的信号的类型的放大器。本质上，锁定放大器取得输入信号，将其乘以参考信号(从内部振荡器或者外部源提供的)，并且在指定时间上对其进行积分，所述指定时间通常在毫秒到几秒的量级上。得到的信号是DC信号，其中，来自与参考信号不在相同的频率上的任何信号的贡献被衰减到接近零。与参考信号具有相同的频率的信号的异相分量也被衰减(因为正弦函数正交于相同频率的余弦函数)，使得锁定放大器是相位敏感检测器。其本质上是零差检测器，跟随有低通滤波器，所述低通滤波器常常在截止频率和滤波器级上是可调节的。锁定放大器可以使用模拟频率混合器和RC滤波器以用于解调，或者它们可以通过快速数字信号处理来实施，例如在场可编程门控阵列(FPGA)上。

根据第一实施例的解决方案的额外的益处是想要的信号现在严格地是AC信号并且因此可以是AC耦合的，从而移除任何DC分量。这提供了更高的动态范围并且因此使得能够使用ADC的低的多的分辨率。

因此，根据第一实施例的PPG传感器包括：具有不同的但是非常接近的波长的两个光源、用于异相驱动两个光源并且具有频率f的振荡器、一个或多个光检测器以及AC耦合放大器。

具有略微不同的发射波长的两个光源能够例如被实施为具有来自相同类型但是来自不同颜色分箱的两个LED。备选地，能够使用两个相同的LED，每个具有略微不同的带通滤波器(BPF)。LED(或者两者滤波器的带通滤通器)被选择为使得它们的发射波长在组织中具有(尽可能好的)相等的散射和吸收参数并且被定位于图2的血液吸收曲线的陡峭的部分。例如，在可见光的光谱的约600nm的琥珀色/红色区域或者在蓝色区域中，其中，吸收曲线的斜率是非常陡的(注意，在图2中使用了对数标尺)。

图3示出了第一实施例下面的操作的原理。两个几乎相等的光源LED1和LED2被异相驱动并且利用由通过振荡器50生成的信号的预定频率f。由光源LED1和LED2发出的激励光EXC将导致非常陡的血液吸收曲线(HbO2)的两个不同部分处的交替的样本，使得由光电二极管D1在光学接收侧生成调制的AC类型的PPG信号。所获得的AC PPG信号然后能够经由电容器C1被AC耦合到包括放大器和ADC的电子电路30，从而移除任何DC部分(包括不想要的DC和LF分量，例如环境光)并且提供仅填充有有用的PPG信号分量的大的动态范围。有用的PPG信号然后由锁定放大器40检测，锁定放大器40从振荡器50接收其参考信号。

图4示出了根据第一实施例的PPG传感器设备的示意性方框图，其中，具有相同的标示或附图标记的部件具有与结合图3所描述的相同的功能。两者光源LED1和LED2具有相同的波长范围(例如具有586nm的峰值波长的琥珀色光)。光源LED1和LED2的输出光经过相应的带通滤波器BPF1和BPF2，其可以是标准的在售滤波器，具有例如580x10nm和595x10nm的特性，即，分别地，580nm和595nm的中心波长，以及10nm的带宽。通过在生产期间调节LED电流来使两者通带的强度相等(固定值设置)。振荡器50的频率被选择，使得实现与干扰的频率的清楚分离。作为范例，可以使用高于100Hz的频率，但是高于1kHz是优选的。

任选地，两个相同类型的光源LED1和LED2能够由两个不同的光源(其是相同类型的，但是邻近颜色分箱近似等于对应地代替的滤波器的中心波长)来代替。锁定放大器40能够被实施于固件中，但是也可以使用模拟版本。

根据第一实施例的第一修改，两个光源LED1和LED2可以由用于发射在蓝色波长区域中的光的光源来代替，其也适于生成期望的AC型PPG信号。

根据对第一实施例的第二修改，由电容器C1进行的AC耦合可以利用DC恢复回路来代替，例如，电子电路30的放大器的输入部处的校正电流的减去。供应该校正电流的电流源可以在反馈回路中以如下的方式被控制：使得放大器输入部或输出部处的DC值处于合适的水平(例如，零或任何其他合适的水平)处。

应该指出，滤波器BPF1和BPF2的两者通带中的强度应该至少接近相等以确保运动伪迹的拒绝率将会是最大的。优选地，这两个强度被选择为具有小的差异，使得它们补偿主干扰物质(黑色素)的吸收中的差异，即，强度在选择的波长范围中应该具有黑色素的相反的斜率。备选地，它们能够被选择为具有相等的强度。光源LED1和LED2的强度能够在生产时被调节，但是也能够经由相应的控制回路被调制。这提供了额外的优点：PPG传感器也可以被用作测量例如活动的运动传感器。

根据第一实施例的第三修改，PPG传感器设备能够适于通过引入两者波长强度中的不平衡来拾取选定的运动伪迹。该不平衡能够以第二频率f2被调制。

第三修改能够等于对第一实施例的先前修改中的任何，但是此处光源LED1和LED2中的一个或两者的幅度是以第二(不同的)频率f2来调制的。因此，生成了两个载波频率，一个针对PPG信号并且一个针对PPG信号与运动伪迹的组合。两个优选地数字(固件)锁定放大器然后被用于同步地检测两者信号。从第二信号减去缩放的PPG信号将然后得到纯运动信号。该运动信号然后能够被用于监测活动。

图5示出了根据第二实施例的PPG传感器设备的操作原理；此处，提供了PPG传感器结构，其移除共模信号，而仅输出差分信号。由于PPG信号通常不是差分信号，因此添加额外的措施来创建这样的差分信号。第二实施例的PPG传感器设备包括一个或多个光源以及两个或更多个波长敏感光检测器。

根据图5，PPG传感器设备包括两个光检测器，每个具有略微不同的波长敏感性。它们能够例如利用在两个光电二极管D1和D2前面的两个带通滤波器BPF1和BPF2来实施。两者滤波器BPF1和BPF2的通带被选择为使得两者通带中的波长在组织中具有相等或者至少相似的散射和吸收参数。这确保了两者检测器输入的该部分经历相等的散射和吸收，使得至少接近完美的共模(CM)信号被获得。对于皮肤而言，这能够例如在500-1000nm带(参考图2中的“SK”曲线)中实现。甚至在该非常宽的带中，皮肤吸收不改变超过3到4的因子。针对上皮(EPI)的吸收的变化较大，但是仍远低于血液的(例如在600nm周围的小的带中)。

此外，两者滤波器BPF1和BPF2的通带被选择为使得它们被定位于血液吸收曲线的陡峭部分中(参见图2中的“BLD”曲线)。例如，在600nm周围，吸收曲线的斜率是非常陡峭的。两个通带之间非常小的差异然后将在两个波长之间提供吸收系数上多于一个数量级的幅度差异，从而创建期望的差分PPG信号。

因此，图5中示出的光检测器配置将拒绝共模信号(因为在光二极管D1和D2中生成的两个光电流将彼此相减)，并且电子电路30中的放大器的输出将仅是源自于血液的想要的差分PPG信号。

图6示出了根据第二实施例的PPG传感器设备的示意性方框图。

现今，PPG传感器不仅是医学设备，而且被实施于如运动手表的消费者产品中。这些需要低的零件计数，以及低的功耗。因此，期望仅使用一个光源来实施PPG传感器。这能够通过使用第二实施例的单个光源LED1(例如，具有合适的发射谱的LED或其他源)来实现。光源LED1的发射谱应该足够宽以包括两者选定的通带。因为LED的光谱宽度通常宽于20到30nm(半高宽)，因而这是容易实现的。如果选定的通带是更加分开的，则能够使用磷转换LED(例如，白色、绿黄色或琥珀色)。

图7示出了根据第二实施例的发光二极管的示范性发射光谱和合适的带通滤波器BPF1和BPF2的滤波器特性。如从图7能够知悉的，滤波器BPF1和BPF2的相应通带中的光的两者“颜色”是LED光谱的部分。根据该图，还清楚，代替于两个带通滤波器，能够使用具有相等或接收相等的截止波长的短通和长通滤波器。

因此，两者通带之间的波长分离如此小以使得由光电二极管D1和D2检测到的不源于血液的光经历了相同的吸收和散射。因此，由光电二极管D1和D2生成的针对光谱的这些部分的相应的电流I₁和I₂是相等的并且因此由电子电路30的放大器的输出部的相减动作来抑制。然而，针对血液，两者通带中的吸收可观地不同，并且这因此是差分信号(在其在两者通带上具有不同的强度的意义上)。通过相减动作，PPG信号分量被衰减少许，但是由于两者之间的差异在量级中，因而这仍得到大的PPG信号。

图8示出了根据第三实施例的PPG传感器设备的示意性方框图。

LED光谱具有容限，带通滤波器的通带也具有容限。在较大的容限处，PPG信号的DC分量的衰减能够变得非常低。如果更紧的容限的代价变得太高，则问题能够通过具有不同的发射波长的两个光源LED1和LED2来解决。例如，相同类型但是具有不同的颜色分箱的两个光源(例如，LED)。通过基于电子电路30的放大器的任何剩余DC输出来经由用于DC抵消的反馈回路60来控制两个光源LED1和LED2的电流，平衡能够被恢复，使得不想要的DC或LF分量的衰减是最大的。

图9示出了根据第四实施例的PPG传感器设备的示意性方框图。

如上面己经提及的，由于光源(例如，LED)和光学滤波器中的生产容限，因此对共模信号的拒绝能够变得小于期望。该实施例经由添加包括晶体管Q1和Q2的可控制电流分配器来解决该问题。假设两个带通滤波器BPF1和BPF2中的第二个BPF2具有更长的波长。这意味着，由第二光电二极管D2生成的电流I₃总是略微大于由第一光电二极管D1生成的电流I₁，因为血红蛋白、皮肤和黑色素的吸收在HbO2吸收中在600nm周围的大的坡度处都随着波长的增加而减小。应指出，如果需要的话，可以通过提供更大的第二光电二极管D2或者通过略微降低第一带通滤波器BPF1的通带中的发送来强制这种情况。该分数更高光电流的DC分量(即，皮肤和黑色素吸收)能够被用于通过利用电流分配器来分流该电流的特定百分比来补偿生产容限。晶体管Q1和Q2之间的集电极电流之间的比率通过控制电压U_comp根据以下来控制：

其中，V_T＝^k.T/_q≈26mV。

控制电压U_comp由DC抵消反馈回路62基于电子电路30的放大器的输出信号中的剩余DC分量来生成。

对于U_comp＝0V，晶体管Q1和Q2的两个集电极电流之间的比率能够被设置为1，使得第二光电二极管D2的光电流I₃的一半将被分流到接地。所述比率独立于电流I3其自身的值，使得两者光电二极管电流的共模分量中的平衡能够利用控制电压U_comp来控制。这能够在生产期间以固定的电压仅进行一次或者使用具有带宽的DC抵消反馈回路62连续地进行，使得PPG不被影响。

由于指数关系，分配器比率将针对相对低的控制电压饱合。例如，对于U_comp＝118.8mV，所述比率将己经达到99％，使得电流I₃的仅1％被分流掉。该高的增益能够通过添加发射器退化电阻来降低。

图10示出了根据第四实施例的第一修改的PPG传感器设备中使用的切换式积分放大器的示意性电路图。此处，切换式积分放大器被用作电子电路30中的电流到电压转换器。切换式积分放大器包括第一和第二受控的开关S1和S2以及由第二开关SW2切换的具有积分反馈电容器C的运算放大器OP。

在移除了共模(“DC”)分量之后，得到的光电流主要是仅PPG信号并且因此是非常小的AC电流。这允许大的放大，所述放大能够使用切换式积分跨阻抗放大器(代替于普通的互阻光电二极管放大器)以优异的信噪比(SNR)来实现。这些SNR优点能够由于DC移除而在本发明的实施例中有利地被利用。

图11示出了根据第四实施例的第二修改的PPG传感器设备中使用的电流到时间转换器的示意性电路图。

图10的经修改的第四实施例能够通过以下来增强：使切换式积分器起作用为电流到时间转换器，从而也代替常规模数转换器(ADC)。

切换式积分放大器的开关S1和S2由微控制器70控制，微控制器70还运行计时器80。当积分循环开始时，计时器80也被重置。积分器的输出电压随着时间线性增加(即((I2-I1).t/C)。切换式积分放大器部分的积分操作持续进行，直到积分器的输出电压达到预定参考电压水平V_ref，此时比较器CP中断微控制器70和计时器80。计时器值然后与输入电流相关，如I(t)＝Vref*C/t.因此，PPG信号能够通过对积分循环的持续时间进行计数来测量。由于绝对准确性不是重要的，因而不需要电容器C和参考电压水平Vref的准确值，只要保证足够的短期稳定性。由于多数现代微控制器被装备有计数器或定时器并且有比较器，因而对第四实施例的该修改节省了ADC的花费，其通常在常规PPG传感器中需要。

根据对第四实施例的第三修改，两个带通滤波器BPF1和BPF2由一个二色性射束分裂器替代，所述二色性射束分裂器是具有二色性光学包覆的光学设备，其将光的射束分裂为两个射束。取决于其特性，反射对透射的比率将根据入射光的波长而变化。在这种情况下，环境光不被拒绝。因此，PPG传感器应该被屏蔽，或者(一个或多个)光源能够与锁定放大器组合地被调制，如结合第一实施例所描述的。

图12示出了指示用在第五实施例中的血液和组织的波长依赖性吸收系数和邻近地分离的波长的值的曲线图。

图12的闭合指示PPG感测中两个最重要的贡献者，亦即氧合血红蛋白(HbO2)和具有特定黑色素浓度的皮肤组织(MEL)的吸收谱，(此处，出于说明性目的示出了轻微着色的皮肤，但是对于更深色的皮肤，吸收能够大于>100倍)。还指示了三个邻近地分离的波长(λ₁<λ₂<λ₃)处的值。

三个波长λ₁、λ₂和λ₃被选择为使得在λ₂处的组织吸收等于其他两个组织吸收的平均(即，[μ_{a_组织}(λ₁)+μ_{a_组织}(λ₃)]/2＝μ_{a_组织}(λ₂))，而对于血液吸收当然不是这种情况。将λ₁和λ₃测量结果的平均从λ₂测量结果中减去现在将完全拒绝皮肤吸收的影响。并且由于[μ_{a_血液}(λ₁)+μ_{a_血液}(λ₃)]/2≠μ_{a_血液}(λ₂)，因而在接收端处的两个光电二极管D1和D2处的相减将不会拒绝PPG信号。

尽管该范例是针对特定波长(例如576±6nm)示出的，但是应清楚，相关的光谱示出了更多的可能(例如，560nm、541nm等周围)。重要的是(但不是强制的)选择紧密接近的三个波长，因为所提出的方法不考虑皮肤的其他光学参数(例如，散射、各向异性和折射率)的波长依赖性。这些参数还将随波长变化，使得更远离地选择波长还将导致被采样并且被比较的不同的光学路径，并且因此导致不想想的DC或LF分量(例如，运动伪迹)的更低的拒绝。

选择紧密接近的波长提供了额外的优点：它们能够从单个源产生(例如，普通LED容易具有20到30nm的FWHM，使得其是针对该第五实施例的理想的源)。另一优点是在波长是接近相等的时的检测器灵敏度上的更少的偏离。

图13示出了根据第五实施例的PPG传感器设备的示意性方框图。

第五实施例的PPG传感器设备是使用一个光源LED1和两个光检测器(每个具有不同的波长敏感性)来构建的。它们能够例如利用在两个光电二极管D1和D2前面的两个不同的滤波器来实施。所述第一检测器被装备有带通滤波器BPF并且所述第二检测器被装备有具有相反的带拒绝(陷波)特性的陷波滤波器NO。因此带通滤波的第一检测器将测量中心波长区域(λ2)内的信号分量，同时装备有陷波滤波器的第二检测器将测量在外部波长区域(λ1和λ3)内的信号分量的加和。

第五实施例的光检测器配置将拒绝共模信号，因为两个光电流I1和I2将在电子电路30的输入部处彼此减去，并且电子电路30的输出将仅是源自血液的想要的差分PPG信号。因此，电子电路30的放大器仅需要放大PPG信号，释放放大器和ADC的有价值的动态范围。

图14示出了在第五实施例中使用的带通滤波器BPF和陷波滤波器NO的滤波器特性。

陷波滤波器NO的通带的外边界将由LED光源的光谱限制来形成。备选地，第二滤波器能够具有双带通设计，这消除了源带宽要求。

另外，检测器的尺寸能够被缩放为使得在第一光电二极管D1(λ2)中和第二光电二极管D2(λ1+λ3)中测得的组织吸收是相等的。通常，在第一光电二极管D1与第二光电二极管D2的两倍一样大时是这种情况。

为确保两者信号来自相同的光学路径，重要的是，两个检测器被物理地放置为尽可能紧密接近。这能够通过使用射束分裂器来光学地实现。备选是围绕光源的对称定位。

另外，第五实施例的PPG传感器设备也能够被实施为具有三个检测器(例如，第二光电二极管D2被实施为两个分离的光电二极管)以及一个带通滤波器(针对第一光电二极管D1)或者针对每个光电二极管的三个分离的带通滤波器。

总结，己经描述了用于测量组织变化信号(例如，PPG信号)的方法和装置，其没有大的DC或LF偏移，大的DC或LF偏移通常通过运动伪迹和/或动态范围要求而限制传感器准确性。所提出的解决方案是基于从扰动中分离PPG信号的。这能够通过创建经调制的PPG信号，或者通过创建差分PPG信号以及适于移除DC或LF分量的优化的传感器配置来实现。实施例的共同基础是血液与其他运动源(例如，皮肤、黑色素等)之间的光谱差异。大的斜率差异直接用于创建共模(CM)和差模(DM)信号或者以不同的增益调制信号和干扰，或者吸收系数上具有不同的变化的光谱的不同部分也被用于创建CM/DM信号。关于特定吸收系数，可以在以下意义上理解实质差异：相应的吸收系数之间的差异应该大于50cm^-1，同时第一与第二波长之间的差异应该不大于30nm，优选地不大于20nm。该差异覆盖使用大的蓝光斜率，琥珀色光/红光斜率以及血液的吸收曲线之间的更小的斜率。

尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述应当被认为是说明性或示范性的，而非限制性的。本发明不限于所公开的实施例。例如，尽管己经结合透射型PPG传感器描述了第一至第五实施例以及它们的修改，但是它们全部也能够被实施为反射型的PPG传感器。

另外，所提出的第一至第五实施例的测量理念能够应用于受不同材料的不同吸收特性影响的其他光学传感器。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求书，在实践请求保护的本发明时能够理解并且实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以履行权利要求书中所记载的若干个项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。

以上描述详述了本发明的特定实施例。然而，应认识到，不管前述在文字上是如何详尽，本发明可以以多种方式来实践，并且因此不限于所公开的实施例。应该指出，在描述本发明的特定特征或方面时对特定术语的使用不应被认为暗含该术语在本文中被重新定义为限制到包括与该术语相关联的本发明的特征或方面的特定特性。

单个单元或设备可以履行权利要求书中所记载的若干个项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。