專利名稱：用于檢測(cè)心脈和減小傳感器中功率消耗的技術(shù)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于檢測(cè)心脈和減小傳感器及血氧計(jì)系統(tǒng)中功率消耗的技術(shù)，且更具體而言，涉及用于響應(yīng)于脈沖的信噪比，將傳感器信號(hào)中的心脈與噪音區(qū)分開(kāi)并調(diào)整提供給發(fā)光元件的驅(qū)動(dòng)電流，以便減小功率消耗的技術(shù)。
背景技術(shù)：
脈沖血氧定量法是一項(xiàng)常用來(lái)測(cè)量血液化學(xué)特征的技術(shù)，血液化學(xué)特征包括(但不限于)動(dòng)脈血中血紅蛋白的血氧飽和度、供應(yīng)給組織的個(gè)體血液脈動(dòng)的體積，和對(duì)應(yīng)于患者的每一次心跳的血液脈動(dòng)率。
使用非侵入性傳感器來(lái)完成這些特征的測(cè)量。傳感器具有光源，諸如發(fā)光二極管(LED)，其將光散射過(guò)患者組織中有血液灌注到組織的一部分中。傳感器還具有光電檢測(cè)器，其光電地感測(cè)組織中不同波長(zhǎng)的光吸收。光電檢測(cè)器產(chǎn)生脈沖血氧計(jì)信號(hào)，表示血液所吸收的光的量。所吸收的光的量接著用來(lái)計(jì)算待測(cè)量的血液成分的量。
選擇散射過(guò)組織的光，使其具有由血液吸收的、數(shù)量表示血液中的血液成分的量的一個(gè)或一個(gè)以上波長(zhǎng)。所傳輸而散射過(guò)組織的光的量將根據(jù)組織中血液成分的變化量和相關(guān)的光吸收而改變。
為測(cè)量血氧含量，根據(jù)用于測(cè)量血氧飽和度的已知技術(shù)，血氧計(jì)傳感器通常具有適用于產(chǎn)生至少兩種不同波長(zhǎng)的光的光源，且采用光電檢測(cè)器感測(cè)這些波長(zhǎng)?；蛘?，典型的脈沖血氧計(jì)將使用兩個(gè)LED以紅光和紅外光照射患者，以獲得兩個(gè)不同的檢測(cè)器信號(hào)。
光電檢測(cè)器產(chǎn)生的脈沖血氧計(jì)信號(hào)經(jīng)常含有由血氧計(jì)電子設(shè)備、患者和環(huán)境引入的噪音成分。噪音信號(hào)具有低的信噪比。當(dāng)脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比過(guò)低時(shí)，脈沖血氧計(jì)不能精確地識(shí)別出血氧飽和度。
為提高脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比，脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)通常以大量電流來(lái)驅(qū)動(dòng)LED。脈沖血氧計(jì)中的伺服系統(tǒng)將盡可能多的電流驅(qū)動(dòng)過(guò)LED，而不導(dǎo)致血氧計(jì)超出范圍(意即，驅(qū)動(dòng)到全軌)。大的驅(qū)動(dòng)電流使得LED產(chǎn)生更多光和消耗更多功率。因?yàn)楣怆姍z測(cè)器能感測(cè)更多的LED光，所以脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比更高。
增加LED的驅(qū)動(dòng)電流以提高脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比，將使系統(tǒng)消耗超乎想象的大量功率。大量的功率消耗可能會(huì)成為用電池操作的血氧計(jì)系統(tǒng)的一大問(wèn)題。
因此希望提供一種脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其消耗較少的功率，而不會(huì)負(fù)面地折損脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供CPU循環(huán)有效技術(shù)用于感測(cè)傳感器信號(hào)中的心脈。舉例而言，傳感器信號(hào)可以是由脈沖血氧計(jì)傳感器中的光電檢測(cè)器產(chǎn)生的脈沖血氧計(jì)信號(hào)。此傳感器信號(hào)的信號(hào)分量通過(guò)識(shí)別心動(dòng)周期的潛在心臟收縮過(guò)渡來(lái)加以測(cè)量。心臟收縮過(guò)渡使用導(dǎo)數(shù)平均機(jī)制來(lái)檢測(cè)。將平均導(dǎo)數(shù)的移動(dòng)最小值和移動(dòng)最大值與最小值和最大值的縮放和相比，來(lái)識(shí)別該心臟收縮過(guò)渡。心臟收縮過(guò)渡對(duì)應(yīng)于此傳感器信號(hào)的一信號(hào)分量。將此信號(hào)分量與一噪音分量相比以確定信號(hào)的信噪比。
本發(fā)明還提供用于減小傳感器中的功率消耗的技術(shù)。在確定了脈沖血氧計(jì)的信噪比之后，將此信噪比與一閾值相比。響應(yīng)于此比較的輸出，動(dòng)態(tài)調(diào)整傳感器中發(fā)光元件的驅(qū)動(dòng)電流以減小功率消耗，且將信噪比維持在充足的電平下以用于信號(hào)處理。
本發(fā)明還提供用于感測(cè)和調(diào)整互阻抗放大器的增益以減小環(huán)境噪音在傳感器中的效應(yīng)的技術(shù)。增益控制反饋回路在發(fā)光元件關(guān)閉時(shí)感測(cè)傳感器信號(hào)的量值。增益控制回路可包括用于有效控制互阻抗放大器的增益的此信息。
為進(jìn)一步理解本發(fā)明的性質(zhì)和優(yōu)勢(shì)，可參考結(jié)合附圖所說(shuō)明的以下實(shí)施方式。


圖1說(shuō)明根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的具有減小的功率消耗的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)的方框圖；圖2是流程圖，說(shuō)明用于識(shí)別根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的脈沖血氧計(jì)信號(hào)的心臟收縮期的過(guò)程；圖3A至圖3C是曲線圖，說(shuō)明如何根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例于脈沖血氧計(jì)信號(hào)中識(shí)別心臟收縮過(guò)渡；和圖4說(shuō)明根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)的一部分，此脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)具有互阻抗放大器、∑-Δ調(diào)制器、模擬到數(shù)字轉(zhuǎn)換器和增益控制反饋回路。
具體實(shí)施例方式
本發(fā)明的技術(shù)可用于脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)的情景中。脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)自脈沖血氧計(jì)傳感器中的光電檢測(cè)器接收脈沖血氧計(jì)信號(hào)。圖1說(shuō)明根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)的方框圖。此脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)包括血氧計(jì)傳感器101。
本發(fā)明的血氧計(jì)傳感器可利用任何適當(dāng)數(shù)量的發(fā)光元件。舉例而言，本發(fā)明的傳感器可具有1、2、3或4個(gè)發(fā)光元件。在圖1的實(shí)例中，傳感器101具有兩個(gè)LED，110和111，其發(fā)射兩種不同波長(zhǎng)的光。
傳感器101還包括光電檢測(cè)器112，其在光經(jīng)過(guò)患者組織之后感測(cè)來(lái)自LED 110和111的光。脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)還包括反饋回路電路110和LED驅(qū)動(dòng)接口104。反饋回路電路110包括脈沖檢測(cè)塊102和閾值比較塊103。
光電檢測(cè)器112將脈沖血氧計(jì)信號(hào)傳輸至脈沖檢測(cè)塊102。脈沖檢測(cè)塊102具有伺服系統(tǒng)，其通過(guò)識(shí)別心臟收縮過(guò)渡來(lái)測(cè)量脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信號(hào)分量。脈沖檢測(cè)塊102和閾值比較塊103形成圍繞傳感器的反饋回路110，以控制LED的驅(qū)動(dòng)電流和脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比，此將在下文中詳細(xì)論述。
心脈可分成心臟舒張期和心臟收縮期。心臟收縮期的特征通常是由于心臟收縮導(dǎo)致的值的快速變化。心臟舒張期的特征通常是由于心室舒張和再次充血導(dǎo)致的值的逐步變化。
使用三步驟最大最小導(dǎo)數(shù)平均機(jī)制來(lái)檢測(cè)脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的心臟收縮過(guò)渡，將在下文中進(jìn)一步詳細(xì)地論述此機(jī)制。接著使用鑒定程序過(guò)濾出假陽(yáng)性。所得數(shù)據(jù)含有與脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的非心臟收縮期分離的心臟收縮過(guò)渡。
接著，脈沖檢測(cè)塊102將脈沖血氧計(jì)信號(hào)的心臟收縮部分的振幅與噪音分量相比，以產(chǎn)生脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比的值。隨后，閾值比較塊103將此信噪比與閾值電平相比，以確定信噪比是否高到足以使脈沖血氧計(jì)信號(hào)可用于精確計(jì)算脈沖率和氧飽和度。過(guò)多的噪音會(huì)干擾信號(hào)中的脈沖率和氧飽和度信息。噪音可使信號(hào)降級(jí)到使其無(wú)法用于精確地計(jì)算脈沖率或氧飽和度的程度。
閾值比較塊103較佳含有兩個(gè)滯后閾值電平。在此實(shí)施例中，閾值比較塊103感測(cè)信噪比是否大于最大閾值電平或小于最小閾值電平。在一個(gè)實(shí)例中，最大閾值電平可表示128∶1的信噪比，且最小閾值電平可表示8∶1的信噪比。這些僅是閾值電平的兩個(gè)實(shí)例。它們并非意圖限制本發(fā)明的范疇。舉例而言，先前技術(shù)的血氧計(jì)系統(tǒng)以10000∶1或更高的信噪比運(yùn)作，因?yàn)檫@些系統(tǒng)將LED驅(qū)動(dòng)到盡可能得亮。
如果信噪比大于最大閾值電平，那么閾值比較塊103向LED驅(qū)動(dòng)接口104發(fā)送信號(hào)，以減小LED電流?；诖诵旁氡戎担撝当容^塊103可確定需要減小多少LED驅(qū)動(dòng)電流來(lái)降低此信噪比，同時(shí)將此信號(hào)電平維持在最小和最大閾值電平內(nèi)。LED驅(qū)動(dòng)接口104通過(guò)將LED驅(qū)動(dòng)電流降低到由閾值比較塊103指示的值來(lái)作出回應(yīng)。
反饋回路連續(xù)監(jiān)測(cè)脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比，并動(dòng)態(tài)調(diào)整LED驅(qū)動(dòng)電流和隨后的系統(tǒng)增益，直到信噪比小于最大閾值。血氧計(jì)系統(tǒng)通過(guò)大體減小LED驅(qū)動(dòng)電流(相對(duì)于先前技術(shù)的系統(tǒng))，同時(shí)將脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比維持在可接受的范圍內(nèi)，米節(jié)省功率。
信噪比還可能會(huì)因?yàn)橹T多原因而跌落得過(guò)低。舉例而言，如果患者的血氧飽和度降低，那么脈沖血氧計(jì)中的噪音可增加，或信號(hào)分量的強(qiáng)度可降低。在任何事件中，圖1的系統(tǒng)均感測(cè)脈沖血氧計(jì)信號(hào)的量值過(guò)低的時(shí)刻并相應(yīng)地增加LED驅(qū)動(dòng)電流。
如果信噪比小于最小閾值電平，那么閾值比較塊103向LED驅(qū)動(dòng)接口104發(fā)送信號(hào)，以增加LED電流?；诖诵旁氡戎?，閾值比較可確定需要增加多少LED驅(qū)動(dòng)電流來(lái)增加此信噪比，同時(shí)將此信號(hào)維持在最小和最大閾值電平內(nèi)。LED驅(qū)動(dòng)接口104通過(guò)將LED驅(qū)動(dòng)電流增加到由閾值比較系統(tǒng)指示的值來(lái)作出回應(yīng)。
反饋回路連續(xù)監(jiān)測(cè)脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比，并動(dòng)態(tài)調(diào)整LED驅(qū)動(dòng)電流，直到信噪比大于最小閾值電平。最小閾值表示對(duì)于可精確計(jì)算脈沖率和氧飽和度的信噪比的最小可允許值。
如果信噪比在最大閾值電平與最小閾值電平之間，那么血氧計(jì)系統(tǒng)將LED驅(qū)動(dòng)電流維持在穩(wěn)定值。血氧計(jì)系統(tǒng)維持平衡，直到脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比移動(dòng)到閾值范圍以外。因此，本發(fā)明的血氧計(jì)系統(tǒng)含有如圖1所示的動(dòng)態(tài)反饋回路。動(dòng)態(tài)反饋回路自動(dòng)調(diào)整LED的驅(qū)動(dòng)電流，以減小傳感器中的功率消耗并將信噪比維持在可接受的電平，以實(shí)現(xiàn)精確計(jì)算血氧飽和度水平的目的。
根據(jù)本發(fā)明的較佳實(shí)施例，脈沖檢測(cè)塊102中伺服系統(tǒng)的硬件在LED驅(qū)動(dòng)104試圖驅(qū)動(dòng)LED的功率與LED實(shí)際產(chǎn)生的輻射輸出功率之間維持可預(yù)測(cè)的關(guān)系。通過(guò)在輸入和輸出功率之間提供可預(yù)測(cè)的關(guān)系，反饋回路更可能在明顯較短的時(shí)間內(nèi)自脈沖血氧計(jì)信號(hào)獲得氧飽和度，而要求伺服系統(tǒng)的較少執(zhí)行量。
隨著脈沖血氧計(jì)信號(hào)的增益增加，信號(hào)分量增加大體快于噪音分量(至少在低于最高增益設(shè)置值的程度)。應(yīng)理解在特定系統(tǒng)中增加脈沖血氧計(jì)信號(hào)的增益對(duì)信噪比的影響。增益的某些組合可使得在脈沖血氧計(jì)信號(hào)中存在更多噪音。因此，脈沖檢測(cè)塊中的增益級(jí)較佳利用增益對(duì)噪音可變性的特征。
舉例而言，將使用模擬到數(shù)字轉(zhuǎn)換器取樣所得的來(lái)自光電檢測(cè)器的信號(hào)饋入增益塊中。增益塊包括若干增益級(jí)以實(shí)現(xiàn)已知的響應(yīng)。在每一增益級(jí)測(cè)量噪音，且接著將其存儲(chǔ)以在稍后用于計(jì)算信噪比。
現(xiàn)在論述用于識(shí)別血氧計(jì)傳感器所產(chǎn)生的脈沖血氧計(jì)信號(hào)的心臟收縮部分的技術(shù)。本發(fā)明的心臟收縮識(shí)別使用三步驟最大最小導(dǎo)數(shù)平均機(jī)制，以便檢測(cè)心臟收縮事件。
圖2說(shuō)明用于識(shí)別脈沖血氧計(jì)信號(hào)的心臟收縮期的一個(gè)方法。在第一個(gè)步驟201中，得出脈沖血氧計(jì)信號(hào)的導(dǎo)數(shù)的移動(dòng)平均數(shù)。在第二個(gè)步驟202中，得出第一個(gè)步驟201的輸出的移動(dòng)平均數(shù)。在第三個(gè)步驟203中，得出第二個(gè)步驟202的輸出的移動(dòng)平均數(shù)。
接著，在步驟204得出第三個(gè)步驟的輸出的移動(dòng)最大值和移動(dòng)最小值。在步驟205，通過(guò)將此移動(dòng)最小值和移動(dòng)最大值與移動(dòng)最小和最大值的縮放和相比，來(lái)檢測(cè)心臟收縮過(guò)渡。舉例而言，移動(dòng)最小和最大值的縮放和可為最小和最大移動(dòng)平均數(shù)的分?jǐn)?shù)和。
當(dāng)步驟204的最小輸出變得小于最大和最小移動(dòng)平均數(shù)的分?jǐn)?shù)和時(shí)，系統(tǒng)確定脈沖血氧計(jì)信號(hào)正進(jìn)入心臟收縮。當(dāng)步驟204的最小輸出變得大于最大和最小移動(dòng)平均數(shù)的分?jǐn)?shù)和時(shí)，系統(tǒng)確定脈沖血氧計(jì)信號(hào)正退出心臟收縮。
可選擇兩個(gè)預(yù)定分?jǐn)?shù)和為任何適當(dāng)值。在特定實(shí)例中，在最小導(dǎo)數(shù)輸出變得小于第三級(jí)最小和最大移動(dòng)平均數(shù)的和的1/16時(shí)，系統(tǒng)可確定脈沖血氧計(jì)信號(hào)正進(jìn)入心臟收縮。在另一實(shí)例中，在最小導(dǎo)數(shù)輸出變得大于第三級(jí)最大和最小移動(dòng)平均數(shù)的和的1/8時(shí)，系統(tǒng)可確定脈沖血氧計(jì)信號(hào)正退出心臟收縮。這兩個(gè)實(shí)例并非意圖限制本發(fā)明的范疇。同樣可使用許多其它的分?jǐn)?shù)值來(lái)識(shí)別心臟收縮過(guò)渡。
本發(fā)明的這些技術(shù)可使用CPU、RAM和ROM有效算法來(lái)檢測(cè)和鑒定脈沖。采用與先前技術(shù)的血氧計(jì)技術(shù)相當(dāng)水平的飽和度和脈沖率性能，需要最小限度的處理器資源來(lái)執(zhí)行血氧定量計(jì)算。
圖3A中展示這些計(jì)算結(jié)果的實(shí)例波形。波形303是脈沖血氧計(jì)信號(hào)的導(dǎo)數(shù)的實(shí)例。波形301和304分別是此脈沖血氧計(jì)信號(hào)的最小和最大移動(dòng)平均數(shù)的實(shí)例。波形302是三步驟移動(dòng)平均數(shù)的輸出信號(hào)的實(shí)例。
移動(dòng)平均數(shù)的輸出是脈沖血氧計(jì)信號(hào)的導(dǎo)數(shù)的平滑和延遲形式。最小輸出追蹤負(fù)走向且落后于正走向。最大輸出追蹤正走向且落后于負(fù)走向。這些關(guān)系是檢測(cè)潛在的心臟收縮期的關(guān)鍵。
圖3B展示最小移動(dòng)平均數(shù)301的實(shí)例，其具有表示第三級(jí)最小和最大移動(dòng)平均數(shù)的和的1/16的波形313。圖3B還展示波形312的實(shí)例，其表示第三級(jí)最小和最大移動(dòng)平均數(shù)的和的1/8。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，在步驟205將波形312和313與最小移動(dòng)平均數(shù)波形301相比，以識(shí)別脈沖血氧計(jì)信號(hào)的心臟收縮期?；蛘?，可使用最小和/或最大移動(dòng)平均數(shù)的其它縮放和，以識(shí)別脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的心臟收縮期。圖3B中識(shí)別信號(hào)301中心臟收縮的開(kāi)始和結(jié)束。信號(hào)301與信號(hào)312/313的交叉點(diǎn)之間的時(shí)段界定心臟收縮期。
圖3C展示應(yīng)用于原始脈沖血氧計(jì)信號(hào)320時(shí)心臟收縮期識(shí)別。心臟收縮期包括脈沖血氧計(jì)信號(hào)320之峰值(意即最大值)與隨后的谷值(意即最小值)之間的時(shí)間。圖3C識(shí)別實(shí)際的心臟收縮期以及下一脈沖的重搏切跡。
在識(shí)別出心臟收縮期后，在步驟206對(duì)心臟收縮脈沖應(yīng)用基于典型的生理脈沖特征的獨(dú)特脈沖鑒定測(cè)試。完全脈沖鑒定測(cè)試移除假陽(yáng)性心臟收縮檢測(cè)(例如重搏切跡)和具有不充分的信噪比的脈沖。假陽(yáng)性是在步驟205中被錯(cuò)誤地識(shí)別成是心臟收縮過(guò)渡的信號(hào)部分。在步驟206中使用脈沖鑒定以過(guò)濾出步驟205中所識(shí)別的假陽(yáng)性。圖2的步驟可實(shí)施于軟件或硬件中。
脈沖鑒定測(cè)試鑒定脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的心脈。設(shè)計(jì)脈沖鑒定測(cè)試以識(shí)別具有足夠的信噪比的心脈，以用于測(cè)量脈沖率和血氧飽和度。脈沖鑒定測(cè)試可包括任何數(shù)量的技術(shù)，包括傳統(tǒng)的脈沖鑒定技術(shù)。
現(xiàn)在論述根據(jù)本發(fā)明的特定實(shí)施例的脈沖鑒定測(cè)試的一些實(shí)例。鑒定是將特定的脈沖特征與確定的閾值相比。舉例而言，脈沖鑒定將心臟收縮面積、寬度和子峰值的數(shù)量與固定閾值相比。將心臟舒張面積、寬度和子峰值的數(shù)量與閾值相比。將心臟收縮面積和寬度與心臟舒張面積和寬度相比。將脈沖面積和寬度與閾值相比。以上所有各自均與所檢測(cè)到的最后N個(gè)脈沖相比。
可使用通過(guò)這些鑒定的脈沖來(lái)測(cè)量脈沖率。為鑒定心臟收縮期以進(jìn)行氧飽和度計(jì)算，使用以下額外的鑒定。比較紅外脈沖檢測(cè)與紅光脈沖檢測(cè)之間的落后/領(lǐng)先時(shí)間。將脈沖大小與經(jīng)鑒定的N個(gè)脈沖相比。將紅外信號(hào)與紅光信號(hào)之間移動(dòng)平均數(shù)的最擬合曲線的統(tǒng)計(jì)學(xué)有效的系數(shù)與固定閾值相比。將飽和度變化率與固定閾值相比?？墒褂猛ㄟ^(guò)這些額外鑒定的脈沖來(lái)測(cè)量氧飽和度。
在脈沖鑒定測(cè)試過(guò)濾出假陽(yáng)性之后，識(shí)別心臟收縮期。心臟收縮期表示脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信號(hào)分量。此脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比將通過(guò)比較心臟收縮期的強(qiáng)度與此脈沖血氧計(jì)信號(hào)的噪音分量來(lái)算得。
根據(jù)一個(gè)實(shí)施例，使用在各種增益值測(cè)量脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的噪音的獨(dú)立儀器，來(lái)預(yù)先計(jì)算脈沖血氧計(jì)傳感器中的噪音分量。接著將測(cè)量得到的噪音分量存儲(chǔ)到存儲(chǔ)器中以供稍后使用。隨后將所存儲(chǔ)的噪音分量與特定增益值下心臟收縮脈沖的大小相比，以確定脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比。
根據(jù)另一個(gè)實(shí)施例，動(dòng)態(tài)測(cè)量脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)的噪音。這些噪音測(cè)量可包括電噪音、環(huán)境光造成的環(huán)境噪音和/或由患者造成的噪音(例如運(yùn)動(dòng))。動(dòng)態(tài)噪音測(cè)量在整個(gè)脈沖血氧計(jì)傳感器的操作過(guò)程中連續(xù)更新。將更新得到的噪音分量連續(xù)與脈沖相比以計(jì)算脈沖血氧計(jì)信號(hào)的更為精確的信噪比。
一旦計(jì)算得到脈沖血氧計(jì)信號(hào)的信噪比，則確定信噪比是否在可接受的范圍內(nèi)?；谙嚓P(guān)噪音分量選擇此可接受的范圍，以便精確計(jì)算氧飽和度和脈沖率。如果該比率在可接受的范圍之外，那么上文關(guān)于圖1所論述的反饋回路調(diào)整LED驅(qū)動(dòng)電流以將信噪比帶到該可接受的范圍內(nèi)。
本發(fā)明具有如下優(yōu)勢(shì)與先前技術(shù)相比，特別是在出現(xiàn)患者運(yùn)動(dòng)干擾的情況下，本發(fā)明需要更少的伺服系統(tǒng)執(zhí)行量來(lái)獲得和維持信號(hào)的氧飽和度。在許多先前技術(shù)的血氧計(jì)系統(tǒng)中均以較大的電流驅(qū)動(dòng)LED，且脈沖血氧計(jì)信號(hào)充滿其整個(gè)系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)范圍。只要患者開(kāi)始移動(dòng)，那么血氧計(jì)信號(hào)便超過(guò)系統(tǒng)的電流動(dòng)態(tài)范圍，且實(shí)質(zhì)上便有信號(hào)丟失(意即，扁平線，無(wú)效信號(hào))。需要額外的伺服系統(tǒng)執(zhí)行量來(lái)重新獲得信號(hào)。在伺服系統(tǒng)執(zhí)行的同時(shí)，傳感器信號(hào)不可用；因此，血氧計(jì)無(wú)法自脈沖血氧計(jì)信號(hào)計(jì)算脈沖率或氧飽和度。
另一方面，在本發(fā)明中LED驅(qū)動(dòng)電流大體是減小的。動(dòng)態(tài)范圍相對(duì)于脈沖血氧計(jì)信號(hào)的大小大大增加，因?yàn)樾盘?hào)已通過(guò)削減LED驅(qū)動(dòng)電流而大大減小。現(xiàn)在血氧計(jì)信號(hào)可在該動(dòng)態(tài)范圍內(nèi)有更大的空間移動(dòng)，而無(wú)需額外的伺服系統(tǒng)執(zhí)行量或?qū)ED設(shè)置值進(jìn)行改變。在本發(fā)明中，患者可保持精力旺盛到處移動(dòng)，而不會(huì)使伺服系統(tǒng)執(zhí)行來(lái)試圖重新獲得信號(hào)。本發(fā)明的技術(shù)可允許血氧計(jì)系統(tǒng)賦予患者運(yùn)動(dòng)大得多的容忍度。
脈沖檢測(cè)塊102可包括互阻抗(I-V)放大器或轉(zhuǎn)換器401，其將來(lái)自光電檢測(cè)器112的電流信號(hào)轉(zhuǎn)換成電壓信號(hào)，如圖4所示。周圍環(huán)境中的環(huán)境光將直流偏壓分量添加到脈沖血氧計(jì)信號(hào)中。此直流偏壓將脈沖血氧計(jì)信號(hào)變換到更高，使得更接近互阻抗放大器的動(dòng)態(tài)范圍軌。
根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，當(dāng)LED 110-111接通或關(guān)閉以對(duì)進(jìn)入傳感器101中的環(huán)境光和/或噪音提供連續(xù)實(shí)時(shí)的測(cè)量的時(shí)段內(nèi)，模擬到數(shù)字(A-D)轉(zhuǎn)換器402對(duì)互阻抗放大器401的輸出信號(hào)進(jìn)行取樣。此部件還可用于提供在A-D轉(zhuǎn)換器402之輸出端的信號(hào)的量值的有關(guān)信息。
將來(lái)自A-D轉(zhuǎn)換器402之信號(hào)量值的有關(guān)信息反饋而使其經(jīng)過(guò)增益控制反饋回路403，來(lái)為互阻抗放大器401選擇適當(dāng)?shù)脑鲆?。舉例而言，增益控制反饋回路403使互阻抗放大器401的互阻抗增益增加或降低，來(lái)減小和/或調(diào)節(jié)環(huán)境直流偏壓對(duì)信號(hào)的影響。此實(shí)時(shí)測(cè)量還可用于確定傳感器關(guān)閉條件，測(cè)量電學(xué)和光學(xué)噪音，檢測(cè)信號(hào)中的瞬變過(guò)程，和檢測(cè)患者運(yùn)動(dòng)。
在傳感器的正常操作期間，可采用任何適當(dāng)?shù)姆绞綄?duì)LED施加脈沖和撤銷脈沖，以對(duì)環(huán)境光和其它噪音源提供連續(xù)(多路)實(shí)時(shí)的測(cè)量。舉例而言，可采用以下方式交替接通和關(guān)閉一個(gè)紅光LED和一個(gè)紅外LED接通紅光LED且關(guān)閉紅外LED，接著關(guān)閉紅光LED且接通紅外LED，接著關(guān)閉兩個(gè)LED，接著接通紅光LED且關(guān)閉紅外LED等，以此序列重復(fù)。在另一實(shí)例中，可采用以下方式交替接通和關(guān)閉一個(gè)紅光LED和一個(gè)紅外LED接通紅光LED且關(guān)閉紅外LED，接著關(guān)閉兩個(gè)LED，接著關(guān)閉紅光LED且接通紅外LED，接著關(guān)閉兩個(gè)LED，接著接通紅光LED且關(guān)閉紅外LED等，以此序列重復(fù)。這些模式僅用作實(shí)例，而并不意圖限制本發(fā)明的范疇。
∑-Δ調(diào)制器410也接收互阻抗放大器402的輸出信號(hào)。調(diào)制器410將來(lái)自光電檢測(cè)器的信號(hào)解調(diào)成獨(dú)立的紅光和紅外分量。可使用由微控制器運(yùn)行的軟件和韌件程序在數(shù)字域中執(zhí)行解調(diào)函數(shù)。使用∑-Δ調(diào)制的多位ADC的進(jìn)一步細(xì)節(jié)將在被共同轉(zhuǎn)讓給EthanPetersen等人的共同待決的美國(guó)專利申請(qǐng)案中論述(與本案同時(shí)申請(qǐng))，(代理人案號(hào)009103-020300US)，該案以引用的方式并入本文中。
如所屬領(lǐng)域的技術(shù)人員所了解，本發(fā)明可以其它特定形式來(lái)體現(xiàn)，而不脫離本發(fā)明的本質(zhì)特征。因此，前述描述意在對(duì)以上權(quán)利要求書(shū)中所闡述的本發(fā)明的范疇進(jìn)行說(shuō)明而非限制。
舉例而言，圖4中所示的脈沖檢測(cè)塊102中的組件可實(shí)施于除了脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)以外的系統(tǒng)中。這些組件也可減小來(lái)自其它類型傳感器的信號(hào)中的噪音的影響。
權(quán)利要求
1.一種脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其包含一驅(qū)動(dòng)接口，其控制一脈沖血氧計(jì)傳感器中的發(fā)光元件的驅(qū)動(dòng)電流；和一反饋回路，其耦合在所述脈沖血氧計(jì)傳感器和所述驅(qū)動(dòng)接口周圍，所述反饋電路基于在一脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一信噪比與一閾值之間進(jìn)行一比較所得的結(jié)果，動(dòng)態(tài)調(diào)整所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流，其中所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)由所述脈沖血氧計(jì)傳感器中的一光電檢測(cè)器來(lái)產(chǎn)生。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中如果所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比大于一最大閾值，那么所述反饋回路使所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流降低，且如果所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比小于一最小閾值，那么所述反饋回路使所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流增加。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述反饋回路進(jìn)一步包含一脈沖檢測(cè)塊，其計(jì)算所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比；和一比較器，其執(zhí)行所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比與所述閾值的所述比較。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖檢測(cè)塊計(jì)算所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一導(dǎo)數(shù)的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第一輸出，計(jì)算所述第一輸出的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第二輸出，計(jì)算所述第二輸出的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第三輸出，和識(shí)別所述第三輸出的一移動(dòng)最小值和一移動(dòng)最大值。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖檢測(cè)塊將所述第三輸出的所述移動(dòng)最小值和所述移動(dòng)最大值與所述第三輸出的所述移動(dòng)最小值和所述移動(dòng)最大值的一縮放和相比，以產(chǎn)生識(shí)別一心臟收縮期的一第四輸出。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)使用脈沖鑒定測(cè)試過(guò)濾出所述第四輸出中的假陽(yáng)性，以產(chǎn)生所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一信號(hào)分量。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)將所述第四輸出中的心臟收縮面積、寬度和子峰值的數(shù)量與第一閾值相比；將所述第四輸出中的心臟舒張面積、寬度和子峰值的數(shù)量與第二閾值相比；將心臟收縮面積和寬度與心臟舒張面積和寬度相比；將脈沖面積和寬度與第三閾值相比。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)將所述第四輸出中的心臟收縮面積、寬度和子峰值的數(shù)量；所述第四輸出中的心臟舒張面積、寬度和子峰值的數(shù)量；及脈沖面積和寬度與所檢測(cè)到的N個(gè)心脈相比。
9.根據(jù)權(quán)利要求6所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)執(zhí)行額外的鑒定測(cè)試，以通過(guò)將紅外脈沖檢測(cè)與紅光脈沖檢測(cè)之間的落后/領(lǐng)先時(shí)間相比，將脈沖大小與經(jīng)鑒定的N個(gè)脈沖相比，將所述紅外信號(hào)與所述紅光信號(hào)之間一移動(dòng)平均數(shù)的一最擬合曲線的一統(tǒng)計(jì)學(xué)有效的系數(shù)與閾值相比，及將一飽和度變化率與閾值相比，來(lái)產(chǎn)生所述信號(hào)分量。
10.根據(jù)權(quán)利要求6所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)將所述信號(hào)分量與一確定的噪音分量相比，以計(jì)算所述信噪比。
11.根據(jù)權(quán)利要求6所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)將所述信號(hào)分量與一噪音分量相比，所述噪音分量是通過(guò)對(duì)所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的噪音進(jìn)行一連續(xù)更新的測(cè)量來(lái)獲得。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中一減小數(shù)量的處理器資源被要求來(lái)用于對(duì)所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)執(zhí)行血氧定量計(jì)算。
13.根據(jù)權(quán)利要求6所述的脈沖血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述脈沖檢測(cè)塊使用CPU、RAM和ROM有效算法來(lái)檢測(cè)和鑒定脈沖。
14.一種用于減小一脈沖血氧計(jì)傳感器中的功率消耗的方法，所述方法包含向所述脈沖血氧計(jì)傳感器中的發(fā)光元件提供驅(qū)動(dòng)電流；和確定由所述脈沖血氧計(jì)傳感器中的一光電檢測(cè)器產(chǎn)生的一脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一信噪比；和基于在所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比與一閾值之間進(jìn)行一比較所得的結(jié)果，動(dòng)態(tài)調(diào)整所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中動(dòng)態(tài)調(diào)整所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流進(jìn)一步包含如果所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比小于一最小閾值，那么增加提供給所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流；和如果所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比大于一最大閾值，那么降低提供給所述發(fā)光元件的所述驅(qū)動(dòng)電流。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中確定所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比進(jìn)一步包含計(jì)算所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一導(dǎo)數(shù)的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第一輸出；計(jì)算所述第一輸出的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第二輸出；計(jì)算所述第二輸出的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第三輸出；和識(shí)別所述第三輸出的一移動(dòng)最小值與一移動(dòng)最大值。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中確定所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比進(jìn)一步包含將所述第三輸出的所述移動(dòng)最小值和所述移動(dòng)最大值與所述第三輸出的所述移動(dòng)最小值和所述移動(dòng)最大值的一縮放和相比，以產(chǎn)生識(shí)別一心臟收縮期的一第四輸出。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中確定所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比進(jìn)一步包含使用脈沖鑒定測(cè)試過(guò)濾出所述第四輸出中的假陽(yáng)性，以產(chǎn)生所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一信號(hào)分量。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中確定所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比進(jìn)一步包含將所述信號(hào)分量與一確定的噪音分量相比，以計(jì)算所述信噪比。
20.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中確定所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的所述信噪比進(jìn)一步包含將所述信號(hào)分量與一噪音分量相比，所述噪音分量是通過(guò)對(duì)所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的噪音進(jìn)行一連續(xù)更新的測(cè)量來(lái)獲得。
21.一種用于識(shí)別由一脈沖血氧計(jì)傳感器產(chǎn)生的一脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的心臟收縮過(guò)渡的方法，所述方法包含計(jì)算所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)的一導(dǎo)數(shù)的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第一輸出；計(jì)算所述第一輸出的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第二輸出；計(jì)算所述第二輸出的一移動(dòng)平均數(shù)以產(chǎn)生一第三輸出；識(shí)別所述第三輸出的一移動(dòng)最小值與一移動(dòng)最大值；將所述第三輸出的所述移動(dòng)最小值和所述移動(dòng)最大值與所述第三輸出的所述移動(dòng)最小值和所述移動(dòng)最大值的一縮放和相比，以產(chǎn)生一第四輸出；和使用脈沖鑒定程序過(guò)濾出所述第四輸出中的假陽(yáng)性，以產(chǎn)生對(duì)應(yīng)于所述脈沖血氧計(jì)信號(hào)中的一心臟收縮過(guò)渡的一第五輸出。
22.一種耦合至一傳感器的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包含一互阻抗放大器，其自所述傳感器接收一電流信號(hào)，并基于一互阻抗增益將所述電流信號(hào)轉(zhuǎn)換成一電壓信號(hào)；一模擬到數(shù)字轉(zhuǎn)換器，其將所述電壓信號(hào)轉(zhuǎn)換成一數(shù)字信號(hào)；和一反饋回路，其提供一反饋信號(hào)，所述反饋信號(hào)用于在所述傳感器中的發(fā)光元件接通或關(guān)閉時(shí)，指示來(lái)自所述互阻抗放大器的所述電壓信號(hào)的一量值，其中所述互阻抗增益響應(yīng)于所述反饋信號(hào)加以調(diào)整，以調(diào)節(jié)所述電壓信號(hào)上的環(huán)境直流偏壓。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的系統(tǒng)，其中所述傳感器是含有一光電檢測(cè)器的一脈沖血氧計(jì)傳感器。
24.根據(jù)權(quán)利要求22所述的系統(tǒng)，其進(jìn)一步包含一脈沖檢測(cè)器，其計(jì)算來(lái)自所述傳感器的所述信號(hào)的所述信噪比；一比較器，其將所述信噪比與一閾值相比；和一驅(qū)動(dòng)接口，其控制所述發(fā)光元件的驅(qū)動(dòng)電流。
全文摘要
本發(fā)明提供一種用于感測(cè)來(lái)自一傳感器(101)的一信號(hào)中的心脈的低功率技術(shù)。一脈沖檢測(cè)塊(102)感測(cè)所述傳感器信號(hào)并確定其信噪比。在將所述信噪比與一閾值相比之后，所述傳感器中的發(fā)光元件的驅(qū)動(dòng)電流經(jīng)動(dòng)態(tài)調(diào)整以減小功率消耗，同時(shí)將所述信噪比維持在一充足的電平下。所述傳感器信號(hào)的信號(hào)分量可通過(guò)識(shí)別心臟收縮過(guò)渡來(lái)測(cè)量。使用一最大最小導(dǎo)數(shù)平均機(jī)制來(lái)檢測(cè)所述心臟收縮過(guò)渡。將移動(dòng)最小值(301)和移動(dòng)最大值(304)與所述移動(dòng)最小值和移動(dòng)最大值的縮放和(312、313)相比，來(lái)識(shí)別所述心臟收縮過(guò)渡。一旦識(shí)別出所述信號(hào)分量，就將所述信號(hào)分量與一噪音分量相比以計(jì)算所述信噪比。
文檔編號(hào)A61B5/024GK1929777SQ200580005854
公開(kāi)日2007年3月14日 申請(qǐng)日期2005年2月25日 優(yōu)先權(quán)日2004年2月25日
發(fā)明者布拉德·諾德施特羅姆, 威廉·謝伊, 伊桑·彼得森 申請(qǐng)人:內(nèi)爾科爾普里坦貝內(nèi)特公司