测量生物信号的耳式装置及其测量方法

1.一种用于测量生物信号的装置，包括：
生物信号测量单元，其可插入耳朵以便与耳朵内表面紧密接触，所述生 物信号测量单元具有光体积描记测量模块，所述光体积描记测量模块用于将 不同波长的光辐射到耳朵内表面、检测通过耳朵发送的光、并且输出包括生 物信息的光体积描记信号，所述生物信号测量单元还具有第一多个电极，用 于输出光体积描记信号；
耳机，具有用于输出声音的扬声器和在外表面上的第二多个电极，以连 接到生物信号测量单元的所述第一多个电极，以便接收从所述生物信号测量 单元输出的光体积描记信号；
控制单元，具有光体积描记信号处理器和声音处理器，所述光体积描记 信号处理器通过耳机的第二多个电极来接收光体积描记信号并通过使用光体 积描记信号来产生生物信息，所述声音处理器用于将声音信号输出到耳机； 以及
输出单元，用于显示从所述控制单元产生的生物信息，其中
当由该控制单元接收的信号对应生物信息时，控制单元将该生物信息输 出到输出单元，并且当由该控制单元接收的信号对应声音信号时，将该声音 信号输出到耳机。
2.如权利要求1所述的装置，其中所述光体积描记测量模块包括：
光源单元，用于将光辐射到耳朵内表面；以及
光检测器，用于检测辐射到耳朵内表面并随后通过耳朵发送的光。
3.如权利要求2所述的装置，其中所述光源单元包括：
第一光源，用于将第一波长的光辐射到耳朵内表面；以及
第二光源，用于将第二波长的光辐射到耳朵内表面，
其中所述第一和第二光源是不同的。
4.如权利要求1所述的装置，其中所述光体积描记信号处理器包括：
峰值检测器，用于检测光体积描记信号的峰值；以及
信号处理器，用于通过使用峰值来产生生物信息。
5.如权利要求4所述的装置，其中所述信号处理器包括脉搏检测器，用 于计算峰值之间的时间间隔，以便测量脉搏速率。
6.如权利要求4所述的装置，其中所述信号处理器包括呼吸检测器，用 于对所述光体积描记信号带通滤波，以便测量呼吸频率。
7.如权利要求4所述的装置，其中所述信号处理器包括：
反射系数检测器，用于检测来自以不同波长检测的每个光体积描记信号 的AC分量和DC分量，并且测量反射系数；以及
氧饱和检测器，用于通过使用不同波长的反射系数之间的比率来检测血 液中的氧饱和。
8.如权利要求4所述的装置，其中所述光体积描记信号处理器还包括：
用于放大光体积描记信号的放大器；以及
用于从由所述放大器放大的光体积描记信号中消除噪声分量并随后将所 述光体积描记信号输出到所述峰值检测器的滤波器。
9.如权利要求1所述的装置，其中所述生物信号测量单元还包括温度测 量模块，用于感测从身体辐射的红外线，并且输出对应于所感测的红外线的 电信号，其中所述控制单元还包括温度处理器，用于通过使用从所述温度测 量模块输出的电信号来计算体温。
10.如权利要求9所述的装置，其中所述温度测量模块包括：
靠近耳膜安装的波导，用于引导从耳膜辐射的红外线；以及
光接收器，用于感测由所述波导引导的红外线，并且将红外线转换成电 信号。
11.如权利要求10所述的装置，其中所述波导由能够反射红外线的材料 制成。
12.如权利要求9所述的装置，其中所述温度处理器包括：
用于放大从所述温度测量模块接收的电信号的放大器；
用于从放大的电信号中消除噪声分量的滤波器；以及
用于将所述电信号转换成数字信号的模数转换器。
13.如权利要求9所述的装置，其中所述输出单元是液晶显示装置。
14.如权利要求9所述的装置，其中所述输出单元是移动通信终端的液 晶显示装置。
15.如权利要求9所述的装置，还包括移动通信终端，通过所述移动通 信终端，将所述控制单元产生的生物信息无线地发送到预定医疗结构。
16.如权利要求9所述的装置，其中所述输出单元是光盘播放器的液晶 显示装置。
17.如权利要求1所述的装置，其中所述输出单元是液晶显示装置。
18.如权利要求1所述的装置，其中所述输出单元是移动通信终端的液 晶显示装置。
19.如权利要求1所述的装置，还包括移动通信终端，通过所述移动通 信终端，由所述控制单元产生的生物信息被无线发送到预定医疗结构。
20.如权利要求1所述的装置，其中所述输出单元是光盘播放器的液晶 显示装置。

技术领域\n本发明涉及一种测量生物信号的耳式装置及其测量方法。特别是，本发 明涉及用于测量诸如温度、呼吸、脉搏、以及氧饱和的生物信号的耳式装置 及其方法，所述耳式装置可以最小化由对象移动引起的反常。\n背景技术\n当人身体处于异常状态时，可能出现各种各样的变化，例如血压上升、 脉搏加速、体温增加，或者在心跳期间出现电势变化，这些变化都可以由心 电图测量出来。在这些变化中，体温的增加是人身体异常状态的最代表性迹 象，因此在医院或普通医疗机构的患者诊断期间通常检测体温的增加。通常， 使用水银温度计来测量体温。最近，已经研发了各种各样的耳式温度计来测 量不受外部温度影响的体温，即身体内部温度。在操作中，那样的耳式温度 计检测从耳膜发射的红外线的数量作为体内温度，并且将所检测的红外线的 数量转换为温度值。该耳式温度计的优点在于测量时间短，并且通过将耳式 温度计插入耳朵就可以方便地测量体温。\n脉搏表示动脉的搏动，可以用手指感觉到。由于动脉的搏动起因于心脏 的收缩，因此可以根据脉搏速率来推断心律，即心脏的收缩速率。当人身体 被疾病感染时，即使当人身体处于稳定状态时，脉搏速率、节奏、和力度也 会变化。因此，可以通过测量脉搏速率、节奏、和力度来测量个人的健康状 态。\n另外，氧饱和表示氧气饱和的动脉血(SpO2)的数量。测量氧饱和，以便 测试肺功能、估计在家氧疗期间血液中的氧气浓度、或者诊断哮喘和肺气肿。 人呼吸是一个从人身体排出废气(即，碳酸气体)，并向人身体提供氧气的过 程。人的肺容纳从外部进来的空气、排出碳酸气体、并吸收氧气。肺动脉使 用呼气期间的气压差通过肺泡来排除人全身收集的碳酸气体。相反，肺静脉 中的血液从吸入的空气中吸收氧气，并随后将氧气循环到心脏。当呼吸不稳 定时，中断氧气的供应，这将毁坏身体器官的功能。特别是，氧饱和直接涉 及提供到器官的氧气量，因此提供有关新陈代谢的非常有用的信息。\n图1示出了一个用于测量体温的耳式温度计的示例。图1所示的耳式温 度计包括外壳150，该外壳具有探测器110，红外线穿过该探测器；光接收器 120，用于通过探测器110接收从人耳膜和耳膜周围区域的至少一个区域发射 的红外线；信号处理器130，用于根据光接收器120的输出来计算温度；以 及显示/声音单元140，用于显示温度。\n光接收器120包括：聚光器件，用于对穿过探测器110的红外线进行聚 光；和红外接收器件，被放置用来接收由聚光器件会聚的红外线，以便接收 从耳膜和耳膜周围区域的至少一个区域发射的红外线。\n不利的是，图1所示的传统耳式温度计是一种必须由用户另外携带的分 离式装置。而且，该温度计的探测器110的尖端必须与对象耳朵的内表面紧 密接触，以便精确地测量对象的体温。然而，当测量另一个对象的体温时， 不能有效地调节温度计与耳朵内表面之间的接触。尽管当对象测量他自己的 体温时可以直接调节接触，然而，对象必须把温度计从耳朵拿开来观看实现 单元，以便检查测量值并检验是否精确地执行了测量。因此，这种温度计不 适用于自我诊断，因此通常当另一个人测量对象体温时使用这种温度计。\n为了将那样的传统耳式温度计应用到远程医学治疗时，由于必须经由分 离的传输装置来发送测量值，因此需要一个接口。因此，难以频繁或对于一 段时间期间来监视测量结果。\n图2示出了一个能够测量生物信号地传统移动装置的示例。图2所示的 该示例性移动装置是一种便携式通信终端，用于根据从用户身体检测的心律 和身体脂肪比率来诊断心脏功能或根据测试肥胖。这种装置消除了仅为测量 生物信息而携带分离装置的不便性。为了测量用户生物信息，将电极2a、2b、 2c和2d附加到移动通信终端的外表面。\n图3是图2所示的传统通信装置的方框图。便携式通信终端300包括用 于提供话音通信和生物信息测量的双重功能性的通信终端模块320和生物信 息测量模块310。通信终端模块320包括：作为用户接口单元的收发器326； 诸如液晶显示屏(LCD)的显示单元321，允许字符信息的通信；以及诸如键盘 的输入单元322。用户使用输入单元322来操作或控制便携式通信终端300。 经由无线通信单元323可以通过无线发送和接收数据来实现信息通信。存储 单元324存储有关便携式通信终端300的用户的信息和中央控制器325的操 作所必需的数据。\n生物信息测量模块310包括身体脂肪测量器311和心律测量器312。接 口单元313执行便携式通信终端300与外部电子装置之间的数据连接，例如 可移动生物信息测量模块。\n图4是心律测量器312的详细方框图。心律测量器312包括电压发生器 401、电极402、放大器403、脉搏整形器404、脉搏计数器405、以及接口单 元406。当附加到便携式通信终端300主体的电压发生器401的电极402紧 密接触对象部分身体时，例如右手和左手，检测到由于心律引起的电压变化 信号。该电压变化信号被放大器403放大，例如差分放大器。脉搏信号整形 器404将该放大的电压变化信号转换成脉搏信号。脉搏计数器405对脉搏信 号进行计数，以便得到心律。脉搏计数器405的输出信号是数字信号，并且 被输入到接口单元406。中央控制器(图3的325)在显示单元321上显示该心 律，并通过无线通信单元323将其发送。身体脂肪测量器311中的用于测量 身体肥胖的电压测量电极也用作电极402。\n不利的是，通过电极来测量生物信号的那样的传统便携式通信终端受对 电极施加压力引起移动的反常的影响，并由于电极直接接触皮肤而对电极或 皮肤的污染很敏感。当电极曝露于通信终端的外部时，它们容易被损坏或污 染。\n为了得到诸如氧饱和的生物信号，必须检测血液中的成分。因此，通常 使用一种采用根据氧化血红蛋白的浓度和减少的血红蛋白来示出显示不同特 性的信号并使用信号之间的差来获得生物信号的方法。然而，在传统方法中， 由于一个电极不能应用于不同类型的信号，因此不能适当地测量脉搏速率以 外的生物信息。\n发明内容\n本发明提供一种用于测量生物信号的装置，该装置便于携带，能够由对 象自己调节到要测量的身体部分的正确位置，并且不需要分离式发送器就能 够发送所测量的生物信息，从而有利于长时间的监控。此外，该装置可以获 得脉搏和呼吸信息，并且同时通过使用具有至少两种不同波长的光的吸收系 数的变化来测量氧饱和。本发明还提供用于测量生物信号的方法。\n根据本发明实施例的一个特征，提供一种用于测生物信号的装置，所述 装置包括：生物信号测量单元，被插入耳朵以便与耳朵内表面紧密接触，所 述生物信号测量单元具有光体积描记(PPG)测量模块，用于将不同波长的光辐 射到耳朵内表面，检测通过耳朵发送的光，并且输出包括生物信息的PPG信 号；控制单元，具有PPG信号处理器，用于使用由所述PPG测量模块测量的 PPG信号来产生所述生物信息；输出单元，用于显示从所述控制单元产生的 生物信息；以及耳机，连接到控制单元，用于输出从所述控制单元接收的声 音信号，其中所述控制单元还包括用于控制该声音信号的音量的声音处理器。\n根据本发明实施例的另一个特征，提供一种用于测生物信号的装置，所 述装置包括：生物信号测量单元，被插入耳朵以便与耳朵内表面紧密接触， 所述生物信号测量单元具有光体积描记(PPG)测量模块和用于输出PPG信号 的第一多个电极，所述光体积描记测量模块用于将不同波长的光辐射到耳朵 内表面，检测通过耳朵发送的光，并且输出包括生物信息的PPG信号；耳机， 具有用于输出声音的扬声器和在外表面上的第二多个电极，以连接到生物信 号测量单元的所述第一多个电极，以便接收从所述生物信号测量单元输出的 PPG信号；具有PPG信号处理器和声音处理器的控制单元，所述PPG信号 处理器通过耳机的电极来接收PPG信号并通过使用PPG信号来产生生物信 息，所述声音处理器用于将声音信号输出到耳机；和输出单元，用于显示从 所述控制单元产生的生物信息。\n最好是，所述PPG测量模块包括用于将光辐射到耳朵内表面的光源单元 和用于检测辐射到耳朵内表面并随后通过耳朵发送的光的光检测器。所述光 源单元包括：第一光源，用于将第一波长的光辐射到耳朵内表面；和第二光 源，用于将第二波长的光辐射到耳朵内表面，其中所述第一和第二波长是不 同的。\n最好是，所述PPG信号处理器包括用于检测PPG信号峰值的峰值检测 器和用于通过使用峰值来产生生物信息的信号处理器。所述信号处理器包括 脉搏检测器，用于计算峰值之间的时间间隔，以便测量脉搏速率。所述信号 处理器包括呼吸检测器，用于对所述PPG信号低通滤波，以便测量呼吸频率。 所述信号处理器包括：反射系数检测器，用于检测来自以不同波长检测的每 个PPG信号的AC分量和DC分量，并且测量反射系数；和氧饱和检测器， 用于通过使用不同波长的反射系数之间的比率来检测血液中的氧饱和。\n所述PPG信号处理器还包括用于放大PPG信号的放大器，以及用于从 由所述放大器放大的PPG信号中消除噪声分量并随后将所述PPG信号输出到 所述峰值检测器的滤波器。\n最好是，所述生物信号测量单元还包括温度测量模块，用于感测从身体 辐射的红外线，并且输出对应于所感测的红外线的电信号，其中所述控制单 元还包括温度处理器，用于通过使用从所述温度测量模块输出的电信号来计 算体温。所述温度测量模块包括：靠近耳膜安装的波导，用于引导从耳膜辐 射的红外线；以及光接收器，用于感测由所述波导引导的红外线，并且将红 外线转换成电信号。所述波导由能够反射红外线的材料制成。所述温度处理 器可以包括：用于放大从所述温度测量模块接收的电信号的放大器；用于从 放大的电信号中消除噪声分量的滤波器；和用于将所述电信号转换成数字信 号的模数转换器。\n输出单元可以是液晶显示装置。而且，所述输出单元可以是移动通信终 端的液晶显示装置。最好是，通过所述移动通信终端，将由所述控制单元产 生的生物信号无线发送到预定医疗结构。\n根据本发明实施例的另一特征，提供一种通过使用耳式生物信号测量装 置来测量生物信号的方法，所述耳式生物信号测量装置包括可插入耳朵来测 量生物信号的生物信号测量单元、具有用于输出声音信号的扬声器的耳机、 使用所测量的生物信号来产生生物信息并将声音信号提供给耳机的控制单 元、以及用于输出所述生物信息的输出单元，所述方法包括：(a)接收从耳膜 辐射的红外线，并通过使用所述生物信号测量单元来测量体温以作为生物信 号提供；(b)将具有不同波长的光辐射到与所述生物信号测量单元紧密接触的 耳朵内表面，以便测量包括生物信息的光体积描记信号，并且通过使用PPG 信号测量由氧饱和、脉搏速率、和呼吸频率组成的组中的至少一个生物信号； 以及(c)当由控制单元接收的信号对应生物信号时，将在步骤(a)和(b)中测量的 至少一个生物信号输出到输出单元，而当由控制单元接收的信号对应声音信 号时，将该声音信号输出到耳机，其中步骤(a)和(b)是同时进行的。\n最好是，步骤(b)包括：(b1)通过使用包含在生物信号测量单元中的PPG 测量模块，将具有不同波长的光辐射到耳朵内表面，接收通过耳朵发送的光， 并且输出PPG信号，所述生物信号测量单元的一侧与耳朵内表面紧密接触； (b2)检测PPG信号的峰值；以及(b3)使用所检测的峰值来产生生物信息。\n最好是，步骤(b3)包括：检测来自以不同波长检测的每个PPG信号的AC 分量和DC分量，并且测量不同波长的反射系数；和通过使用不同波长的反 射系数之间的比率来计算血液中的氧饱和。最好是步骤(b3)还包括对所述PPG 信号带通滤波，以便检测呼吸频率。另外，步骤(b2)可以包括：对一段预定时 间期间搜集的PPG信号带通滤波；通过对过滤的PPG信号微分来检测拐点； 和当所述拐点的值超过预定阈值时，将所述拐点存储为峰值。\n最好是，步骤(b3)包括使用所述PPG信号峰值之间的时间间隔来测量脉 搏速率。所述输出单元可以是移动通信终端的液晶显示装置，并且步骤(c)还 包括通过所述移动通信终端将在步骤(a)和(b)测量的生物信号无线发送到预 定医疗结构。\n附图说明\n通过参考附图详细描述本发明的优选实施例，本发明的上述和其它特征 和优点对于本领域的普通技术人员将会变得明显，其中：\n图1示出了用于测量体温的传统耳式温度计的示例；\n图2示出了能够测量生物信号的传统移动装置的示例；\n图3示出了图2所示的传统移动装置的方框图；\n图4示出了如图3所示的传统心律测量器的详细方框图；\n图5A是根据本发明第一实施例来测量生物信号的装置的方框图；\n图5B示出了应用于移动装置的根据本发明实施例的用于测量生物信号 的装置的示例；\n图6示出了如图5A所示的控制单元的方框图；\n图7示出了如图6所示的温度处理器的详细方框图；\n图8示出了如图6所示的光体积描记(PPG)测量模块和PPG信号处理器 的详细方框图；\n图9示出了如图8所示的信号处理器的详细方框图；\n图10是黑体对波长的辐射能的强度图；\n图11示出了传感滤波器的传输特性图；\n图12示出了传感器的温度特性图；\n图13示出了所测量的PPG波形的概念图；\n图14示出了根据本发明一个实施例来测量脉搏速率的方法流程图；\n图15A示出了检测到的脉搏信号的图；\n图15B图解了一种根据本发明实施例来检测呼吸的方法；\n图16A和16B分别示出了同时测量的PPG信号和呼吸信号；\n图17A和17B分别示出了使用PPG信号检测的呼吸信号和通过对图16B 所示的呼吸信号低通滤波而获得的呼吸信号；和\n图18图解了根据本发明第二实施例测量生物信号的装置的示意图。\n具体实施方式\n在此引用于2003年5月9日提交的韩国专利申请号2003-29365，标题为 “Ear Type Apparatus for Measuring a Bio Signal and Measuring Method Thereof”专利作为参考。\n下面将参考附图来更全面地描述本发明，附图中示出了本发明的优选实 施例。然而，可以以不同形式来体现本发明，并且不能曲解为本发明限于这 里所陈述的实施例。相反，提供这些实施例，从而本公开将变得透彻和完整， 并且将本发明的范围完全表达给本领域的技术人员。全文相同的附图标记指 向相同元件。\n图5A示出了根据本发明第一实施例来测量生物信号的装置的方框图。 图5B示出了应用于移动装置的根据本发明第一实施例的用于测量生物信号 的装置的示例。\n参看图5A，根据本发明第一实施例的装置包括：生物信号测量单元500， 可插入耳朵用来测量生物信号；控制单元550，使用通过生物信号测量单元 500测量的生物信号来计算生物信息；以及显示单元590，用于为用户在屏幕 上显示生物信息。生物信号单元500包括：温度测量模块510，用于通过使 用从耳朵内表面发射的红外线来测量体温；和光体积描记(PPG)测量模块520， 安装在生物信号测量单元500的外表面而紧密接触耳朵内表面，并且测量PPG 信号。\n参考图5A和5B，由于生物信号测量单元500的形状而可以将其容易地 插入耳朵。将PPG测量模块520安装在生物信号测量单元500的外表面而紧 密接触耳朵表面。将温度测量模块510安装在生物信号测量单元500中相对 接近耳膜的位置。生物信号测量单元500的形状可以与耳机530的形状相同， 如图5B所示。然而，由于温度测量模块510最好靠近耳膜，因此它能够有效 地感测从耳膜发射的红外线，最好将生物信号测量单元500做成平截头圆锥 体，并且将温度测量模块510放在平截头圆锥体形状的生物信号测量单元500 的顶部。温度测量模块510包括波导511和光接收器513，所述波导511用于 将靠近耳膜的红外线导入生物信号测量单元500，所述光接收器513由红外 传感器用来感测通过波导511输入的红外线。\n对于显示单元590，可以使用分离显示装置和包含在现有装置中的显示 装置。在图5B所示的示例中，将移动装置用作显示单元590。显示单元590 可通过移动通信终端(如图5B所示)、个人数字助理(PDA)、光盘播放器等的 液晶显示屏来实现。当使用移动通信终端时，可以将生物信息发送到预定的 医疗机构，从而可以执行远程检查。下面，假设将移动装置用作显示单元590。\n在图5B中示出控制单元550与生物信号测量单元500分离。控制单元 550使用从生物信号测量单元500接收的信号来计算生物信息，并且将生物 信息输出到显示单元590。当移动装置用作显示单元590时，可以将控制单 元550安装在移动装置之内。当将控制单元550分离安装在移动装置外部时， 可以给该控制单元550提供一个插头，所述插头可以连接到耳机530，如图 5B所示，从而控制单元550控制从移动装置输出的声音信号，并且将所述声 音信号输出到耳机530。\n图6示出了图5A所示的控制单元550的方框图。控制单元550包括： 温度处理器570，用于将由温度测量模块510的红外传感器检测的信号转换 成温度值；PPG信号处理器580，用于通过使用由PPG测量模块520测量的 PPG信号来产生脉搏速率、呼吸频率、以及氧气饱和的测量值；以及发送器 565，用于根据用作显示单元590的移动装置的选择信号，将来自温度处理器 570的输出信号和来自PPG信号处理器580的输出信号选择性地发送到移动 装置。当将可以从移动装置输出声音信号的耳机530连接到控制单元550时， 控制单元550还包括声音处理器560，用于通过麦克风535接收话音信号， 通过扬声器537输出来自移动装置的话音信号，并且调节输出话音信号的音 量。同时，明显的是，可以将声音处理器560、温度处理器570以及PPG信 号处理器的信号直接输入到移动装置，并且包含在包括显示单元590的移动 装置中的控制单元(未示出)可选择地输出信号。\n图7示出了图6所示的温度处理器570的详细方框图。温度处理器570 包括：放大器571，用于放大从温度测量模块510输出的信号；滤波器572， 用于消除放大信号中的噪声分量；以及模数(A/D)转换器573，用于将所过滤 的信号转换成数字信号，并且将该数字信号发送到发送器565。\n图8示出了图6所示的PPG测量模块520和PPG信号处理器580的详细 方框图。PPG测量模块520包括：第一光源，用于将光辐射到身体部分，即 紧密接触生物信号测量单元500的耳朵内表面，在耳朵内表面可以测量生物 信号；第二光源，用于将与第一光源的光不同波长的光辐射到身体部分；以 及光检测器，用于检测具有生物信息的、已经从第一和第二光源辐射并随后 通过身体部分发送和反射的光。PPG信号处理器580包括：放大器581，用 于放大从光检测器输出的信号；滤波器583，用于消除放大器581的输出信 号中的噪声分量；峰值检测器585，用于检测来自滤波器583的输出信号的 峰值；以及信号处理器587，用于通过使用从来自第一光源的光检测的信号 的峰值和从来自第二光源的光检测的信号的峰值来计算生物信息，并且将生 物信息输出到显示单元590。\n图9示出了图8所示的信号处理器587的详细方框图。为了测量对象的 脉搏，信号处理器587包括脉搏检测器910，用以计算由峰值检测器585所 检测的峰值之间的时间间隔，以及根据该时间间隔来测量脉搏。\n为了测量对象的氧饱和，信号处理器587包括：交流(AC)检测器920， 用于检测从峰值检测器585输出的波形的最大值与最小值之间的变化，以便 检测由于动脉的脉动分量引起的光强变化；直流(DC)检测器922，用于检测 从峰值检测器585输出的波形的最小值的变化，以便检测由于非脉动分量引 起的光强；反射系数检测924，用于通过使用脉搏波的DC分量和AC分量来 计算反射系数；以及氧饱和检测器926，用于通过使用反射系数来计算氧饱 和。\n为了检测对象的呼吸频率(速率)，信号处理器587包括：带通滤波器 (BPF)930，用于对从峰值检测器585接收的脉搏信号进行带通滤波；和呼吸 检测器935，用于通过使用带通滤波的脉搏信号来检测呼吸频率。\n下面，将参看图10到15B来描述一种根据本发明实施例来测量生物信号 的方法。\n首先，将说明使用生物信号测量单元5000来测量温度的方法。由于人的 皮肤组织的温度随不同身体部分变化，并且根据外部温度迅速改变，因此选 择一个合适的身体部分用于温度测量是比较重要的。通常，在腋窝或直肠使 用接触式温度计，在接近耳膜的耳道使用非接触式温度计。医学上认为耳膜 的温度非常接近体内温度，并且几乎不受外部温度的影响。体内温度与电磁 辐射量或红外能的关系如下。\n根据斯蒂芬-玻尔兹曼定律，从黑体辐射的电磁能总量与黑体温度的四次 方成正比，如公式(1)所示。\nQ＝σT4    ...(1)\n这里，Q表示从黑体辐射的电磁能总量，T表示黑体温度，σ表示一个 称作斯蒂芬-玻尔兹曼常数的常数。从不是完全黑色的主体(例如，人的身体) 辐射的电磁能的数量受到身体的辐射部分的影响。那样的身体称作灰体。当 灰体的辐射率为ω时，公式(1)改变成公式(2)。\nQ＝ωσT4    ...(2)\n这里，辐射率ω的值在0与1之间。远离红外频带的人的身体的辐射率 ω几乎为1，呈现出接近于黑体的特性。因此，通过使用从体内辐射的红外 能的总量可以计算绝对体内温度。另外，红外能的变化与体内温度中的变化 的四次方成正比。\n图10示出了辐射能的强度对于不同黑体的温度的波长图。从处于恒定温 度的黑体辐射的能量随着波长的增加而逐渐增加，并且达到峰值。之后，当 波长还增加时，辐射能减少。那样特性曲线的峰值随着温度的变化而变化， 并且出现峰值的波长也随着温度变化。如图10所示，当温度是1100K时，在 大约2.5μm的波长处出现峰值。当温度降低到800K时，在大约3.8μm的 波长处出现峰值，并且辐射能的强度下降。在特定温度T给出最大辐射能的 波长λ由公式(3)定义。\nλ(max)＝0.29/T    ...(3)\n由于非接触式红外温度计的目标通常为大约30-40℃的温度，该目标辐 射远红外线，该远红外线的大约8-12μm的波长提供辐射能最大值。因此， 需要用于检测远红外线的光检测器，以便在大约8-12μm的波段中具有令人 满意的响应特性。\n在红外温度计中使用的普通传感器的滤波器必须具有如图11所示的频 率响应特性。更具体的讲，最好是在波长大约是6-16μm处响应较大，但是 大多数恒定发送几乎出现在大约8-12μm的带宽处。尽管从黑体辐射的电磁 能总量与黑体温度的四次方成正比，但是当测量范围非常窄时，例如30-40 ℃，在温度计，可以认为电磁能的总量在30-40℃的范围内是线性的。图 12示出了图11所使用的传感器的输出电压相对于温度的图。如上所述，线 性特征出现在30-40℃的温度范围。\n根据上述红外传感器的响应，将参看图5B和7来描述本发明的温度测量 模块510的操作原理。如上所述，温度测量模块510包括用于搜集光的波导 511和由红外传感器实现的光接收器513。接近耳朵放置波导511，以便搜集 辐射的红外线。波导511内部包括反射红外线的物质，以便将搜集的红外线 导引到光接收器513。然后，安装在生物信号测量单元500中的光接收器513 检测红外线，并且根据红外线的数量来产生电检测信号。\n由于电检测信号太微弱而不能被发送或数字化，因此由放大器571对该 信号进行放大。所放大的检测信号包括多个噪声分量，但是测量体温所需要 的信号分量是在波峰波长出现的DC分量，而不是随时间变化的AC分量。 因此，通过滤波器572对放大的检测信号进行滤波，以便消除噪声和AC分 量。A/D转换器573将所滤波的检测信号转换成数字值。A/D转换器573也 将该数字值转换成显示给用户的温度值。\n然而，当显示单元590由包含在移动装置中的LCD实现时，例如，图 5B所示的移动通信终端，A/D转换器573将模拟信号简单转换成数字信号。 通过包含在移动装置中的操作单元，可以将数字信号转换成温度值，并且随 后通过显示单元590将其输出给用户。另外，对于本领域的技术人员显而易 见的是，可以将包括温度处理器570的控制单元550安装在包括显示单元590 的移动装置中，从而温度测量模块510可以直接连接到移动装置。\n当用户使用耳式生物信号测量单元500中提供的温度计来测量他自己的 体温时，用户将生物信号测量单元500插入他的耳朵并监视显示单元590。 因此，用户自己可以测量体温并检查测量的结果。另外，当由于生物信号处 理单元500未适当地插入耳朵而需要重新测量时，用户自己可以调节生物信 号测量单元500的插入。\n现在，将参看图8、9和13来描述一种根据本发明第一实施例的用于测 量氧饱和的方法。氧饱和是总血红蛋白浓度中氧化血红蛋白的浓度百分比， 即为了维持人细胞的正常功能，血液饱和的氧气量的定量。已经研究并开发 了许多种使用具有至少两种不同波长的光来检测氧饱和的方法。在这些方法 测量氧饱和的代表性方法中，红光和红外线被辐射到活体组织，在每种波长 处得到动脉血中的脉动分量的吸收系数，并且使用不同波长的吸收系数之间 的比率来计算氧饱和。大多数辐射到人的身体的光由诸如骨头和组织的非脉 动分量吸收，所述非脉动分量具有恒定的发送路径，并且大约1-2％的光由动 脉血中的脉动分量吸收。使用通过人的身体发送的光的强度可以得到每种波 长的由脉动分量吸收的光量和由非脉动分量吸收的光量。对红光和红外光的 两种不同波长的由非脉动分量吸收的光量和由脉动分量吸收的光量分别表示 动脉血中的血红蛋白的光吸收率。根据在两种不同波长的血红蛋白吸收的光 量之间的比来计算氧饱和。在图13中，“lp”表示脉动分量(AC)的最高点， “lv”表示脉动分量(AC)的最低点。\n参考图8，图8示出了PPG测量模块520和PPG信号处理器580，其中 来自第一光源的入射光通过身体部分发送。当入射光通过路径“a”时，它会 遇到血管，在这种情况下为动脉，并且被脉动调制。当入射光通过路径“b” 时，它不受脉动的影响。当动脉的半径为“ra”和身体部分的半径为“rb”时， 由光检测器检测的光的不随整个时间变化的分量DC是由通过路径“a”的光 的不随时间变化的分量DCa和通过路径“b”的光的不随时间变化的分量DCb 组成，如图13所示，并由公式(4)表示如下。\nDC＝DCa+DCb    ...(4)\nDCa可以通过公式(5)来表示。\nDCa＝f(ra，rb，λ)DC    ...(5)\n这里，f(ra，rb，λ)是表示根据包含动脉的身体部分的结构变化的因素的常 数，λ表示入射光的波长。对通过身体部分发送的光的强度进行调制，所调 制的量与光衰减的变化量ΔODtot一样多，该变化量ΔODtot是由于动脉搏动引起 的血液量变化而导致的。这里，变量ΔODtot是对于通过路径“a”通过的光， 可以由公式(6)表示如下。\nΔODtot＝AC/DCa＝f-1(ra，rb，λ)AC/DC    ...(6)\n由于很难精确地测量f(ra，rb，λ)，因此测量两种波长λ1和λ2的反射系数 R1和R2，随后得到比R12＝R1/R2，如公式(7)所示，以便不必精确地测量f(ra，rb， λ)就可以测量计算氧饱和。\n$R_{12}=\frac{R_1}{R_2}=\frac{{\mathrm{\Delta OD}}_{\mathrm{tot},\lambda 1}}{{\mathrm{\Delta OD}}_{\mathrm{tot},\lambda 2}}=\frac{{\mathrm{AC}}_{\lambda 1}/{\mathrm{DC}}_{\lambda 1}}{{\mathrm{AC}}_{\lambda 2}/{\mathrm{DC}}_{\lambda 2}}...\left(7\right)$\n这里，ACλ1和ACλ2表示有关第一和第二波长λ1和λ2的随时间变化的分 量，DCλ1和DCλ2表示有关第一和第二波长λ1和λ2的不随时间变化的分量。 例如，可以使用脉搏血氧定量计来得到公式(7)。\n因此，如公式(7)所示，反射系数检测器(图9的924)将通过峰值检测器 585从光检测器输入并由AC检测器920检测的随时间变化的分量ACλ1或 ACλ2除以由DC检测器922检测的不随时间变化的分量DCλ1或DCλ2以便 得到每种波长的光衰减的变化量ΔODtot，λ1或ΔODtot，λ2，并将来自第一光源的光衰 减的ΔODtot，λ1除以来自第二光源的光衰减的ΔODtot，λ2，以便得到第一光源反射系 数与第二光源反射系数的比。\n氧饱和检测器926使用从反射系数检测器924接收的至少一个比率R12 来计算血液中血红蛋白的浓度CHb。根据本发明的实施例，当选择第一和第二 波长λ1和λ2时，使用比率R12来计算血红蛋白浓度CHb，如公式(8)所示。\n$C_{\mathrm{Hb}}=\frac{{35}^2({ϵ}_1-R_{12}{ϵ}_2)}{k_1{a}_1-k_2{a}_2{R}_{12}}+35...\left(8\right)$\n这里，ε1表示对于第一波长λ1的吸收系数；ε2表示对于第二波长λ2的 吸收系数；k1和k2表示由第一波长和第二波长λ1和λ2确定的常数以及在 预定身体部分散射和吸收入射光的特性；a1和a2表示由散射微粒大小、血红 蛋白折射率、血清折射率、以及波长λ1和λ2确定的常数。\n氧饱和检测器926使用已测量的血红蛋白浓度CHb来计算氧饱和S，如公 式(9)所示，并且将该氧饱和S输出到显示单元590。\n下面，将描述氧饱和检测器926检测氧饱和的过程。在至少两种波长中 选择一种波长λx，选择另一种波长λo，该波长λo根据血红蛋白类型具有 在吸收系数中的最大差。\n波长λx和λo都是基于生物光谱学而产生的。当根据血液中的血红蛋白 (Hb)和含氧血红蛋白(HbO2)的量能够或不能良好地吸收一些波长时，不论Hb 和HbO2量如何，都能良好地吸收其它波长。在本发明中，基准波长λx几乎 不受Hb和HbO2量的影响，而波长λo根据Hb和HbO2的量进行变化。例如， 波长λo可以是660nm的波长，给出在对于Hb的吸收系数与对于HbO2的吸 收系数之间的最大差，波长λx可以是从接近红外带宽800到950nm中选择 的805nm的波长。在1997年出版的作者为J.G.Werbser、书名是“Design of Pulse Oximeters”的第40-55页可以发现对波长的这些特性的讨论。\n氧饱和检测器926得到选择波长λo的光衰减的偏差ΔODtot，λo和选择波长 λx的光衰减的变化量ΔODtot，λx，并得到变化量ΔODtot，λo对变化量ΔODtot，λx的比率 Rox。\n之后，氧饱和检测器926使用根据公式(9)的比率Rox和血红素浓度CHb 来计算氧饱和S。\n$S=\frac{R_{\mathrm{ox}}({ϵ}_{\mathrm{Hb},x}-{ϵ}_{\mathrm{Hb},o})C_{\mathrm{Hb}}+(k_x{a}_x-k_o{a}_o)H(1-H)}{({ϵ}_{\mathrm{Hb}{o}_2,o}-{ϵ}_{\mathrm{Hb},o})C_{\mathrm{Hb}}}...\left(9\right)$\n这里，εHbo2，o表示对于波长λx的HbO2的吸收系数；εHb，o表示对于波长λ o的Hb的吸收系数；εHb，x表示对于波长λx的Hb的吸收系数；kx和ko表示 由波长λx和λo确定的常数以及在特定身体部分散射和吸收入射光的特性； ax和ao表示由散射微粒大小、血红蛋白折射率、血清折射率、以及波长λx 和λo确定的常数。\n图14示出了根据本发明第一实施例的用于测量脉搏速率的方法流程图。 还将参看图9和14来描述根据本发明第一实施例的用于测量脉搏速率的方 法。\n当测量对于执行氧饱和的测量是必需的脉搏波时，由心律引起动脉中血 流速率的变化。通过测量脉搏速率来测量心律。如图8所示，由光检测器接 收预定身体部分发送的光，并将其转换成电信号。电信号被放大器581放大， 并在预定时间期间收集，从而形成PPG数据。在步骤S1410，PPG数据被滤 波器583带通滤波。在步骤S1420，峰值检测器585对带通滤波的信号进行 微分，并找到斜率从正到负变化的拐点。在步骤S1430，将拐点值与初始设 定的阈值进行比较，并且当该拐点值超过阈值时，将该拐点检测为峰值，如 图15A所示。在步骤S1440，脉搏检测器910计算峰值之间的平均时差，并 且在步骤S1450，通过将60秒除以平均时差来计算每分钟的脉搏速率。\n图15B图解了一种根据本发明实施例的用于检测呼吸频率的方法。参看 图9和15B，PPG的AC分量与呼吸信号以及心律同步。PPG信号与呼吸的 关系如下。根据基于人身体动态平衡的维持的机理，在吸气期间，胸内气压 下降，返回到心脏的血液量增加，血压由于心输出量的增加而增加，并且减 压中枢被刺激扩张周围动脉。相反，在呼气期间，周围动脉收缩。在PPG中 反映了由于周围动脉的扩张和收缩引起的光学距离的变化。由于血流速率的 变化是由呼吸引起的并在PPG中反映出来，因此发生AC分量与呼吸信号之 间的同步。\n在本发明的一个实施例中，为了从PPG信号中提取呼吸信号，通过使用 数字滤波器来分类呼吸信号频段中的频率分量。从峰值检测器585输出的PPG 信号被具有大约0.13-0.48Hz的截止频率的BPF 930滤波，该截止频率包含正 常呼吸信号的频带。呼吸检测器935从滤波的PPG信号中检测呼吸信号，通 过将60秒除以呼吸信号的平均周期来计算平均呼吸频率，并且将平均呼吸频 率输出到显示单元590。\n图16A和16B分别示出了被测量用来验证本发明的PPG信号和呼吸信 号。图17A示出了通过对图16A所示的PPG信号带通滤波而获得PPG波形。 图17B示出了通过从图16B所示的呼吸信号中消除低频分量而获得的波形。 从图17A和17B可以看出，带通滤波的PPG信号与呼吸信号紧密相关。\n图18示出了根据本发明第二实施例的用于测量生物信号的装置方框图。 参看图18，第二实施例与第一实施例的不同之处在于：生物信号测量单元 1800是帽形的，从而当测量生物信号时，可以将它安装在用于从现有便携式 装置再生话音的耳机1830上。生物信号测量单元1800、控制器1850、和显 示单元1890与结合第一实施例描述的那些的结构相同，因此现在仅描述第一 与第二实施例之间的区别。\n在第二实施例中，耳机1830将驱动电源提供给包括波导1811和红外传 感器1813的温度测量模块和PPG测量模块1820，并且耳机1830具有多个安 装在外表面上的电极1835，用以接收测量的信号。生物信号测量单元1800 具有一个用于插入耳机1830的凹口。将多个电极1815和1825放置在该凹口， 从而当耳机1830插入该凹口时，它们连接到耳机1830的电极1835。在生物 信号测量单元1800的帽形部分内安装收集红外线的波导1811和将所收集的 红外线转换成电信号的红外传感器1813。\n当测量生物信号时，用户将帽式生物信号测量单元1800安装在耳机1830 上，从而电极1815和1825连接到电极1835，并随后将与耳机1830结合的 生物信号测量单元1800插入他的耳朵。\n可以将本发明实现为一种记录在计算机可读记录介质上并可以由计算机 读取的代码。计算机可读记录介质可以是记录有可由计算机读取的数据的任 何类型介质，例如，ROM、RAM、CD-ROM、磁盘、软盘、或光数据存储装 置。也可以用载波来实现本发明，例如，通过因特网发送。或者，可以在通 过网络连接的计算机系统之间分布计算机可读记录介质，从而可以将本发明 实现为一种记录在记录介质上并可在计算机中读取和执行的代码。\n如上所述，根据本发明实施例的用于测量生物信号的装置包括用于测量 各种类型的生物信息的模块，从而能够同时测量各种类型的生物信息。而且， 包括光体积描记(PPG)测量模块的生物信号测量单元被构成可插入到耳朵而 与耳朵内表面紧密接触，因此测量模块当测量PPG信号时没有任何移动，从 而能够最小化移动失真的影响。另外，可以减少由于传感器的污染和损坏引 起的错误。\n而且，由于可以将根据本发明实施例的用于测量生物信号的装置连接到 诸如耳机的移动装置，因此便于携带。而且，用户能够根据观察显示在移动 装置上的测量值的感觉来重新放置该装置的安装位置。因此，用户能够自己 执行测量并自我诊断状态。\n当将根据本发明实施例的用于测量生物信号的装置与移动通信终端结合 时，通过包含在移动通信终端中的显示装置可以将测量的生物信号显示给用 户，并且可以通过移动通信终端将测量的生物信号简单地发送到远程医疗机 构。结果，能够进行远程医学治疗。\n这里已经描述了本发明的优选实施例，尽管采用了特定术语，但是一般 使用它们是为了进行解释和描述，而不是用于限制。因此，本领域的技术人 员将会理解，在不脱离由所附权利要求阐明的本发明的原理和精神的情况下 可以在形式和细节上做出各种各样的变化。