CN107198529A - 具有led电流调制的血氧饱和传感器 - Google Patents
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Abstract
提供了一种血液氧合传感器，包括：第一电流供电光源，用于产生具有第一波长的光；第二电流供电光源，用于产生具有第二波长的光；光传感器，用于产生具有指示入射到其上的光的强度的大小的电流信号；包括电流源的电流电平驱动器电路，所述电流源被配置为耦合所述电流源以交替地向所述第一电流供电光源和所述第二光电流供电光源中的一个提供电流；处理器，被配置为预测一个或多个第一时间间隔的发生时间，其中组织部位处的动脉容积处于最大和最小中的一个；其中所述处理器被配置成控制所述电流源，以在所述第一时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源提供较高功率消耗电流脉冲的第一模式，并且在第二时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源中的至少一个提供较低功率消耗电流脉冲的第二模式。
Description
背景技术
脉搏血氧计传感器测量动脉血红蛋白中的氧饱和度百分比，其指示包含氧分子的动脉中的血红蛋白分子的百分比。该测量通常也称为外周氧的饱和，或称为SpO2。图1是表示动脉中的血氧水平的说明图。在该说明性实施例中，75％的血红蛋白分子被氧合(HbO2)，25％的血红蛋白分子被脱氧(Hb)。
氧合和脱氧血液对于红色和红外(IR)光具有不同的吸收水平。图2是表示通过氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白在红色和IR波段中的两种不同光波长的吸收水平的差异的说明图。在光谱的红色部分中，氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白的吸光度的比率低于在光谱的IR部分中的比率。换句话说，Hb比HbO2更容易吸收红光，并且HbO2比Hb更容易吸收IR光。
典型的脉搏血氧计通过将红色LED发射的红光和IR LED发射的IR光引导到患者身体组织上，并测量通过组织介质并由光检测器检测的红光和IR光的强度来进行操作。由光电检测器检测的红光和IR光的相对强度以及这些强度如何响应于心跳脉冲而变化，提供了血氧水平的测量。
响应于心跳期间的血压变化，以周期性模式改变动脉容积。图3是示出在动脉内的血压脉冲序列期间与检测到的光的动脉容积的变化相关的典型周期性模式的示例性波形，并且还示出在每个压力脉冲期间发生的最大和最小动脉容积的对应表示。在心跳活动的收缩阶段期间，当动脉压力处于最大值时，动脉容积和动脉直径处于最大值，因此存在更多的动脉血流，因此吸收更多的光，然后更少的光到达光电检测器。在心跳活动的舒张期期间，当动脉压力最小时，动脉容积和动脉直径最小。因此，由动脉吸收的红色和IR波长具有AC脉动特性，其可以与诸如组织、非脉动动脉血、静脉血、肤反射或甚至杂散光的其它部件的DC吸收特性隔离，用于示例，其体积在周期性模式中不变化。脉搏血氧计传感器通常利用动脉容积的周期性随时间变化的性质来区分血液内的氧合和脱氧血红蛋白通过动脉周围或邻近动脉的其它组分和组织(例如肌肉、神经、脂肪或结缔组织。
过去，为了在每次心跳期间测量红光吸收和IR光吸收，红色LED和IR LED交替地打开和关闭以产生红色和IR光的交替脉冲。光电二极管检测已经通过运输动脉血的动脉，小动脉和毛细血管的红光和IR光的交替脉冲。通常，光穿透组织，但实际上不到达动脉。相反，它扩散通过更接近皮肤的毛细血管，其具有与已经描述的动脉相似(但更柔软)的行为。基于检测到的红色和IR辐射的平均(恒定)和脉动(响应于心跳而变化)的相对强度两者来确定SpO2水平。图4A-4B是示例性波形402、404，其表示在动脉内的血压脉冲序列(图4A)期间的动脉容积的典型演变以及红色LED和IR LED开启信号中的电流流动脉冲的交替序列(图4B)交替地接通红色LED和IR LED。在第一时间间隔序列期间提供具有第一电流值的第一电流脉冲408序列，以在每个第一时间间隔期间接通红色LED。在第二时间间隔序列期间提供具有第二电流值的第二电流脉冲410的序列，以在每个第二时间间隔期间接通IR LED。第一时间间隔和第二时间间隔被交错，使得红色LED和IR LED轮流或交替地打开以产生红色和IR光脉冲的交替序列。处理由红色和IR LED产生的漫射光的光电探测器测量，以确定红色和IR光吸收水平。
图5A是示出从外部电源供电的第一脉搏血氧定量系统500的说明图。第一系统500包括封闭脉搏血氧饱和度传感器(未示出)的壳体502。在操作中，壳体安装在患者的手指上以定位传感器以进行脉搏血氧测量。线504将传感器与包括用户界面屏幕507的信号处理电路506耦合以显示脉搏血氧测量。传感器通过导线504将信号发送到处理电路506，其指示入射在光电二极管(未示出)上的红光强度和IR光强度。导线还从外部电源为传感器提供电源。传感器还通过线504从处理电路506接收LED控制信号，以控制由红色和IR LED发射的光的强度。处理电路506安装在便携式工作站508上。
图5B是示出由电池供电的第二脉搏血氧定量系统520的说明图。第二系统520包括封闭脉搏血氧饱和度传感器(未示出)的壳体522。在操作中，壳体522安装在患者的手指上，以便定位传感器以进行脉搏血氧测量。线524将传感器与电池供电的智能手表526耦合，其包括被配置为显示脉搏血氧测量的用户界面屏幕527。导线还从手表电池(未示出)向传感器提供电力。智能手表526接收指示光强度的信号，执行信号处理，显示测量结果，发送控制信号并安装在患者的手腕上。
图5C是示出由电池供电的第三脉搏血氧定量系统540的说明图。第三系统540包括封装脉搏血氧测定传感器(未示出)，内置处理电路(未示出)，配置为显示脉搏血氧测量值的内置显示屏和电池(未示出)的外壳542。在操作中，具有其相关联的传感器，处理电路和显示屏547的外壳542安装在患者的手指上以定位传感器以进行脉搏血氧测量。
图5D是由电池供电的第四血氧计传感器系统560的说明性透视图。第四系统560包括封闭脉搏血氧饱和度传感器(未示出)的外壳562。传感器系统560经由RF传输570与包括显示血液测量测量的显示屏幕567的外部处理系统566无线通信。
发明内容
在一个方面，提供了一种血液氧合传感器。第一电流供电光源产生具有第一波长的光。第二电流供电光源产生具有第二波长的光。光传感器产生具有指示入射到其上的光的强度的大小的电流信号。电流电平驱动器电路包括电流源，其被配置为耦合电流源以向第一或第二电流供电光源交替地提供电流。处理器系统被配置为以预测一个或多个第一时间间隔的发生时间，其中组织部位处的动脉容积处于最大和最小之间，至少部分地基于由所述光传感器响应于通过所述组织部位透射的光而刺激的并且在一个或多个第二时间间隔到所述光传感器入射的电流的量值，其中组织介质位置处的动脉容积在最小值和最大值之间，其中在第二时间间隔期间的入射光由第一和第二电流供电光源中的至少一个产生，以响应第二模式的较低功率耗散电流脉冲。所述处理下系统经配置以控制电流源，以在所述第一时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源提供较高功率耗散电流脉冲的第一模式，以在第二时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源中的至少一个提供较低功率耗散电流脉冲的第二模式。
在另一方面，提供了一种用于与包括LED电路和光电二极管的血液氧合传感器一起使用的方法。当组织介质位点处的动脉容积处于最大值时，以及在组织介质位点处的动脉容积处于最小值时的第一时间间隔期间，在时间间隔期间向LED电路提供较高功率耗散电流脉冲的第一模式。在第二时间间隔期间，当组织介质部位处的动脉容积在最小值和最大值之间时，向LED电路提供较低功率消耗电流脉冲的第二模式。至少部分地基于响应于由LED电路响应于电流脉冲的第一模式发射并且在到达光电二极管之前穿过组织介质部位的光而在光电二极管中被激励的电流来确定血氧测量。动脉容积最大值和最小值的发生时间至少部分地基于响应于LED响应于电流脉冲的第二模式发射并且通过组织介质传输的光而在光电二极管中被激励的电流来预测在到达光电二极管之前。
附图说明
图1是表示动脉中的血氧水平的说明图。
图2是表示由氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白引起的红光和IR光的吸收差异的说明图。
图3是表示在动脉内的血压脉冲序列期间的典型透射光强度并且示出响应于光吸收的变化的动脉容积的相应变化的说明性曲线。
图4A-4B是表示在动脉内的血压脉冲序列(图4A)期间的动脉容积的典型演变以及红色LED和IR LED开启信号中的电流流动脉冲的交替序列(图4B)。
图5A是示出从外部电源供电的第一脉搏血氧定量系统的示意图。
图5B是示出由包括电池单元的手腕戴式智能手表供电和支持的第二脉搏血氧定量系统的示意图。
图5C是示出由自含式电池供电并且还包含用于传达SpO2测量的显示器的第三脉搏血氧定量系统的说明图。
图5D是示出由电池供电的第四脉搏血氧定量系统的示意图，其具有用于将SpO 2测量传送到远程单元的内置无线电装置。
图6A是示出根据一些实施例的脉冲血氧计电路系统的某些细节的示意性示意框图。
图6B是示出图6A的电流源的第一实施例的某些细节的说明图。
图6C是示出图6A的电流源的第二实施例的某些细节的说明图。
图7A-7B是示出Hb和HbO 2的作为光波长(图7A)的函数的相对吸收(消光比)和响应于红色和红外刺激的一对光电二极管电流的图(图7B)。
图8A-8B是表示在动脉内的血压脉冲序列(图8A)和在红色LED和IR LED(图8B)内流动的电流值的交替序列中的动脉容积的演变的说明性波形实施例。
图9是根据一些实施例的表示在动脉容积波形演变期间确定第一和第二LED光源的电流消耗的过程的说明性流程图。
图10A-10B是表示动脉内的血压脉冲序列(图10A)和响应于动脉容积阈值在不同频率下脉动的LED电流值(图10B)的交替序列中的动脉压力的说明图。根据一些实施例。
图11A-11B是表示在动脉内的血压脉冲序列(图11A)和LED电流值的交替序列(图11B)期间的动脉压力的说明图，所述LED电流值响应于动脉体积波形形态。
具体实施方式
给出以下描述以使本领域任何技术人员能够创建和使用具有LED电流调制的脉搏血氧计传感器。对实施例的各种修改对于本领域技术人员将是显而易见的，并且在不脱离本发明的精神和范围的情况下，本文定义的一般原理可以应用于其他实施例和应用。此外，在下面的描述中，出于解释的目的阐述了许多细节。然而，本领域普通技术人员将认识到，可以在不使用这些具体细节的情况下实施本发明。在其它实例中，以框图形式示出了公知的过程，以便不以不必要的细节模糊本发明的描述。相同的附图标记可以用于表示不同附图中相同或相似项目的不同视图。下面引用的图中的流程图用于表示过程。因此，本发明不旨在限于所示的实施例，而是符合与本文公开的原理和特征一致的最宽范围。
图6A是示出根据一些实施例的脉冲血氧计传感器系统600的某些细节的示意性示意框图。传感器系统600包括第一和第二光源602-1、602-2和光电检测器604。第一光源602-1包括发射第一光波长的光的第一发光二极管(LED)606-1。第二光源602-2包括发射第二光波长的光的第二发光二极管(LED)606-2。在一些实施例中，第一光波长包括红光，并且第二光波长包括红外(IR)光。光电检测器604包括光电二极管608。线611上的控制信号控制第一和第二LED 606-1、606-2内的电流。电流电平驱动器电路612驱动第一和第二LED 606-1、606-2。包括放大器电路616和电阻器617的跨阻抗(TIA)放大器电路614被耦合以充当电流-电压转换器，以将响应于入射到其上的光而在光电检测器二极管608中被激励的电流信号转换为相应的电压信号。光电探测器电流值与入射在光电探测器二极管608上的光的强度成比例并且代表该强度。ADC电路618将表示入射在光电探测器二极管608上的光强度的电压信号从模拟表示转换为数字表示，并且在线620上数字信号表示。信号处理模块622包括处理器电路624和相关联的硬件存储器626，它们可操作地耦合以在它们之间传送信息。信号处理模块622接收在线路620上提供的数字信号，并将线路611上的数字控制信号作为反馈信号提供给DAC电路610。
图6B是示出图6A的电流源612的第一实施例的某些细节的说明图。电流源612的第一实施例包括多个内部电流源652,654。第一内部电流源652被耦合以向第一光源602-1提供电流，并且包括第二内部电流源654，其被耦合以向第二光源602-2提供电流。第一DAC656被耦合以在线611上接收数字控制信号，以将数字信号转换为模拟信号，并且提供相应的模拟控制信号以控制第一内部电流源652的操作。第二DAC658耦合在线611上接收数字控制信号，将数字信号转换为模拟信号，并提供相应的模拟控制信号以控制第二内部电流源654的操作。
图6C是示出图6A的电流源612的第二实施例的某些细节的说明图。电流源612的第二实施例包括内部电流源672和开关，DAC 676和开关678，以可选择地将电流源672耦合到第一和第二光源602-1、602-2中的任一个。DAC676被耦合以在线路611上接收数字控制信号，以将数字信号转换为模拟控制信号，并且提供相应的模拟控制信号以控制电流源676的操作。开关678耦合到接收开关线611上的控制信号以确定光源602-1、602-2中的哪一个耦合到电流源672。
在操作中，光源602-1、602-2和光电检测器604被放置成非常接近解剖组织部位，使得从光源602-1、602-2发射的光入射到该部位，并且从光源发射的通过组织部位的光入射到光电检测器604上。图6A中的示例示出了它们被布置为靠近手指628，尽管它们可以被放置在非常靠近其它身体部位，例如手腕、耳垂、耳腔、前额等。应当理解，在手指或耳垂的情况下，例如，光在进入部位进入组织，穿过组织介质，并在设置的不同部位离开组织在入口点对面。然而，在前额或甚至手指的情况下，例如，光在进入部位进入组织，穿过组织介质，反射离开下面的骨或其他组织，或者扩散，再次穿过组织介质，并在入口处或附近退出。
更具体地，光源602-1、602-2和光电检测器604相对于用于血氧水平测量的组织部位适当地定位，其提供血液氧合水平的指示。在一些实施例中，SpO2传感器感测入射在光电检测器604上的从光源602-1、602-2发射的两个不同波长(例如，红色和IR)的光的强度差，以评估血红蛋白分子的比例在具有O2分子附着的动脉血管中。此外，光源602-1、602-2和光电检测器604相对于组织部位适当地定位，用于光体积描记术(PPG)测量，其提供组织部位处的局部动脉，小动脉或毛细血管体积变化的指示，指示心跳活动的发生。更具体地，PPG传感器检测血压变化，其指示由心跳引起的脉搏波形通过期间的动脉容积的变化。
在其功能感测血氧水平，传感器系统600基于两种不同光波长的血液吸收差异来检测血氧水平。氧合血红蛋白分子更容易吸收IR光。脱氧血红蛋白分子更容易吸收红光。因此，响应于通过组织介质的RED和IR光而在光电检测器二极管608中激发的电流电平具有指示血液中氧合血红蛋白(HbO2)比例的信息。此外，注意到来自红光的信号包含来自两者的信息，并且IR光也包含来自两者的信息。
血液氧合水平可以基于在最大和最小动脉容积发生期间的红光和IR光的吸收来确定。根据一些实施例的确定血氧水平的过程接收在光电二极管处测量的DC红光和DC IR光强度作为输入作为输入。该过程还接收红色和IR信号的AC分量的幅度作为输入，其中AC被定义为响应于动脉容积变化而变化的信号的分量。通常，这些将与心率相同的频率。该AC分量的幅度可以基于在AC分量的最大值和最小值处的测量的光强度来确定。在一些实施例中，处理器624被配置为基于以下公式确定血液氧合水平(BOL)：
BOL＝[(ImaxRed-IminRed)/(ImaxIR-IminIR)]/[DCRed/DCIR](1)的函数
其中，ImaxRed＝在发生最小动脉容积期间响应于组织的红色LED照射而接收的光电二极管电流；IminRed＝响应于组织的红色LED照明，在最大动脉容积发生期间的光电二极管电流；ImaxIR＝响应于组织的IR LED照射，在最小动脉容积发生期间的光电二极管电流；IminIR＝响应于动脉的IR LED照射，在最大动脉容积发生期间的光电二极管电流；DCRed＝响应于非脉冲组件的红色LED照明的平均光电二极管电流；和DCIR＝响应于非脉冲部件的IRLED照明的平均光电二极管电流。因此，应当理解，最大和最小光电二极管电流是作为照射整个组织而不仅仅是动脉的结果而测量的。这些电流之间的差异是隔离的，而不是正好的动脉成分，而是响应于心跳而脉动的动脉成分的分量。
光电二极管电流水平提供入射光强度的测量的精度取决于接收的光的强度。换句话说，光电二极管608内的光电二极管电流的SNR随着LED光强度的增加而增加。提供给第一和第二光源LED 606-1,606-2的电流越大，它们产生的光的强度越大，并且光电二极管608中所激发的所得电流越精确地表示传播通过组织培养基。然而，增加的LED电流导致更快速的功率耗散，这在电池供电的系统中尤其成问题，并且还可能使AFE饱和，或者在某些情况下可能过多(考虑相比于更暗肤色孩子的光反射，来自亮肤色儿童的手指的光反射)。
根据一些实施例，在包括动脉波形最大值和最小值的时间间隔期间，以较高的导通电流导通红色LED和IR LED。
图7A是示出作为光波长的函数的Hb和HbO2的相对吸收(消光比)的说明图。显示了代表红色吸收和IR吸收的垂直谱带。图7A是响应于红色和红外刺激的光电二极管电流的示例性的一对曲线图。本领域技术人员将理解，动脉壁是柔性的，并且与流过它们的血压脉冲成比例地改变体积。因此，图7B的波形还表示响应于血压脉冲序列的动脉容积变化。图7B中的两条曲线是相同动脉压力脉冲序列的表示。第一动脉压曲线被标记以指示指示在最大(最高)动脉容积处的红光吸收的IHR值，并且指示指示在最小(最低)动脉容积处的红光吸收的ILR值。第二动脉压曲线被标记为指示指示在最大(最高)动脉容积处的IR光吸收的IHIR值，并且指示指示在最小(最低)动脉容积处的IR光吸收的ILIR值。
仍参考图7A-7B，将理解，当压力/体积处于局部最小值时，光电检测器604内的电流将处于局部最大值。这是因为当压力处于最小时，动脉容积较小，所以光通过的“组织”较少，因此较少的光被吸收。
图8A-8B是表示动脉内的血压脉冲序列(图8A)和在红色LED和IR LED(图8B)内流动的电流值806的交替序列的动脉容积演变的说明性波形802,804。根据一些实施例，在心脏脉冲序列期间交替地接通红色LED并且以不同的电流幅值电平接通IR LED。传感器系统600在动脉容积波形峰和谷的发生期间用作SpO2传感器。在动脉容积波形峰和谷的发生期间，将较高电流电平脉冲820的第一模式提供给红色LED 606-1和IR LED606-2。在动脉容积波形最大值/最小值的出现之间，向红色LED 606-1和IR LED 606-2提供较低电流电平电流脉冲824的第二模式。电流脉冲820的第一模式比电流脉冲824的第二模式耗散更多的功率。
脉冲820的第一模式包括第一较高值电流脉冲序列808和第二较高值电流脉冲序列812。在第一时间间隔810期间提供第一较高值电流脉冲序列808，第一时间间隔810包括最大值(峰值)和最小(槽)动脉容积。每个第一较高值电流脉冲在脉冲的持续时间打开红色LED 606-1。在第一时间间隔810期间提供第二较高值电流脉冲812的序列。每个第二较高值电流脉冲在脉冲的持续时间打开IR LED 606-2。第一和第二较高电流值脉冲是时间交错的，使得红色LED 606-1和IR LED 606-2轮流或交替地打开以产生更高强度红光脉冲和更高强度IR的交替序列光脉冲。在动脉容积波形峰和谷发生期间在红色LED 606-1内和IRLED 606-2内流动之间交替的第一和第二较高值电流，以使它们轮流发射较高强度的红光和较高强度IR光。在动脉容积波形最大值和最小值发生期间高强度红光和红外光的发射确保了高SNR和准确的SpO2测量。
在动脉容积波形峰值和谷值的出现之间，传感器系统600用作动脉容积传感器，其响应于心跳跟踪动脉容积的演变，以便预测通过SpO2感测评估的动脉最大值和最小值的随后发生。更具体地，跟踪动脉的吸光度，因为吸光度指示动脉的体积，其指示通过其的压力脉冲的演变阶段。在一些实施例中，传感器系统600用作峰值和谷之间的PPG传感器。通常，用于PPG捕获的光强度比用于SPO2测量的指示目的更少。因此，较低值电流可用于动脉容积跟踪确定，而不是精确的SpO2测量所需的。
第二脉冲模式824包括第一较低值电流脉冲序列813和第二较低值电流脉冲序列816。在第二时间间隔814期间提供第一较低值电流脉冲序列813，该第二时间间隔814落在动脉容积波形，其包括最大(峰值)和最小(槽)动脉容积的发生。每个第一较低值电流脉冲813在脉冲的持续时间导通红色LED 606-1。在第二时间间隔814期间提供第二较低值电流脉冲序列816。每个第二较低值电流脉冲816在脉冲的持续时间导通IR LED606-2。第一和第二较低电流值脉冲是时间交错的，使得红色LED 606-1和IR LED 606-2轮流或交替地打开以产生较低强度红光脉冲和较低强度IR的交替序列光脉冲。在动脉直径跟踪期间使用较低的电流值可节省电池电量。此外，可以使用红色或IR LED中的一个来实现单独跟踪脉搏波而不进行SpO2测量，因为红色和IR LED测量结合使用以在SpO2测定期间确定峰和谷，但是两个测量都是不需要单独跟踪脉搏波。
红色LED 606-1和IR LED 606-2交替地导通，以避免红光和入射在光电二极管608上的IR光的混合。电流脉冲通常足够短的持续时间以允许滤除背景环境光。此外，时间交织的第一较高值电流脉冲和第二较高值电流脉冲可以在每个第一时间间隔810期间提供几十或几百倍。同样，时间交织的第一较低值电流脉冲和第二较低值电流在每个第二时间间隔814期间可以提供几十或几百倍的脉冲。因此，例如，在每个血压脉冲期间，红色LED 606-1和红外LED 606-2可以被打开数百或数千次。
图9是根据一些实施例的表示用于确定在红色LED 606-1及其LED606-2内流动的电流脉冲的模式的过程900的说明性流程图。图中的块表示处理器624执行与块对应的动作的配置。用于配置处理器624的计算机程序代码存储在存储设备626中。块902将处理器624配置为接收线602上的信号，该信号指示入射在光电检测器608上的当前光强度。在线602上接收的信号值可以存储在存储设备626。块904将处理器624配置为使用接收的光强度信息来预测最大和最小动脉容积的连续出现。更具体地，框904配置处理器624以基于接收的光强度信息执行跟踪动脉容积的演变的处理。更具体地，在一些实施例中，框904配置处理器624以基于接收的光强度信息执行跟踪动脉容积的反射率的PPG处理。动脉反射率指示通过其中的血压脉冲期间动脉容积的演变阶段。动脉表现出特征性动脉容积演变并且表现出动脉反射率的相应演变，其指示在压力脉冲通过其期间体积演变的阶段。框904配置处理器624使用强度信息来跟踪动脉反射率，从而跟踪在血压脉冲通过期间动脉的体积的演变。
预测块906将处理器624配置为预测第一时间间隔810的发生时间，在第一时间间隔810期间将提供第一和第二较高电流值脉冲808,812。预测块906可以以替代方式配置以使用不同的标准来预测动脉容积最大值和最小值的发生时间。例如，预测可以基于动脉容积阈值，基于动脉容积波形形态，基于PPG信号模型，基于时间序列或基于外部触发。
响应于框906确定所跟踪的动脉体积当前不在动脉体积最大或最小的规定范围内，框908将处理器624配置为在线611上提供反馈控制信号以分别提供时间交织序列的第一较低值电流脉冲812和第二较低值电流脉冲816发送到红色LED 606-1和IR LED 606-2。因此，红色LED 606-1和IR LED 606-2消耗较低功率，同时在体积最大值和体积最小值之间的动脉容积跟踪期间发射较低强度的光。控制接下来流回到框904，框904继续跟踪动脉容积。
响应于框906确定所跟踪的动脉体积当前在动脉体积最大或最小的规定范围内，框910将处理器624配置为在线611上提供反馈控制信号，以使驱动电路612提供第一较高值电流脉冲808和第二较高值电流脉冲812的时间交错序列分别发送到红色LED 606-1和IRLED 606-2。因此，红色LED 606-1和IR LED 606-2消耗更高的功率，同时发射更高强度的光。控制接下来返回到框912，其将处理器624配置为使用在线620上接收的光强度信息，而将第一和第二较高值脉冲提供给红色LED 606-1和IR LED606-2，根据上述公式(1)进行SpO2评估。判定块914接下来确定动脉容积是否已经演变超过当前最大/最小区段。根据一些实施例，预测块906确定最大/最小段将通过的预测时间。预测时间可以被保存在存储设备626中。根据一些实施例，在实际最大和最小体积之前和之后跨越足够量的时间间隔期间，刺激更高强度的LED灯，以获得足够的强度数据，以使得精确SpO2测定。响应于框914确定动脉容积没有进展超过当前最大/最小区段，控制流向框910。响应于框914确定动脉容积已经演变超过当前最大/最小区段，控制流向框904。
图10A-10B是表示动脉内的血压脉冲序列(图10A)和响应于动脉容积阈值在不同频率下脉动的LED电流值(图10B)的交替序列中的动脉压力的说明图。根据一些实施例。应当理解，产生图10B的脉冲模式的脉冲血氧计传感器系统(未示出)不需要较高和较低水平的电流值电流源。根据一些实施例，预测块906监测跟踪的动脉容积波形，以基于动脉容积阈值预测动脉容积最大值和最小值的出现。响应于线620上的光强度信号指示动脉容积波形已经达到规定的阈值体积，预测块906预测下一个对应的最大值或最小值的发生时间。例如，在一些实施例中，响应于动脉容积波形在时间Ta10指示动脉容积Va，预测块906预测在时间Tb10的最大值区间的开始和在时间Tc10的最大值区间的结束，以及还预测在时间Td10的最小值区间的开始和在时间Te10的最小值区间的结束。根据一些实施例，最大和最小时间间隔被选择为足够长以确保动脉的更高强度的红色和IR光照射足够的持续时间用于精确的氧合水平测量。再次参考图9，响应于预测块906确定尚未达到阈值，控制流向模块908。响应于预测块906确定已经达到阈值，控制流到模块910。根据一些实施例，阈值动脉容积Va可以是固定值，或者其可以基于动脉容积波形的演变而改变。也就是说，阈值可以是自适应的。
图11A-11B是表示在动脉内的血压脉冲序列(图11A)和LED电流值的交替序列(图11B)期间的动脉压力的说明图，所述LED电流值响应于动脉体积波形形态。动脉容积波形包括某些特征。例如，波形的较长相位部分通常包括凸起或斜率变化。根据一些实施例，预测块906监测跟踪的动脉容积波形，以基于动脉容积波形的形态预测动脉容积最大值和最小值的出现。响应于线620上的指示动脉容积波形已经达到规定形态的光强度信号，预测块904预测下一个对应的最大值或最小值的发生时间。例如，响应于在Ta11处动脉容积波形到达凸块X，预测块904预测在时间Tb11的最大值区间的开始和在时间Tc11的最大值区间的结束，并且还预测在时间Td11的最小值间隔和在时间Te11的最小值间隔的结束。再次参考图9，响应于预测块906确定未检测到形态，控制流向模块908。响应于预测块906确定已经检测到形态，控制流向模块910。
在一些实施例中，表示为1016和1013的每个脉冲例如实际上是多个连续的短成分脉冲的复合。增加用于产生复合脉冲的组成脉冲的数量通常减少噪声，但增加功率耗散。在一些实施例中，用于产生复合脉冲的组成脉冲的数量随着心跳周期中的复合脉冲1016、1013的位置而变化，其中在峰值和波谷处发生的复合脉冲内发生的较大数量的短组成脉冲。
参考图10B和图11B，包括时间交错的第一和第二较高值电流脉冲808,812的电流脉冲820的第一模式分别在红色LED和IR LED中产生，在发生动脉容积波形最大值和最小值。在动脉容积波形最大值/最小值的出现之间，电流脉冲1024的第二较低频率模式被提供给红色LED 606-1和IR LED 606-2。电流脉冲1024的第二模式包括在动脉容积波形最大值/最小值的出现之间分别在红色LED和IR LED中产生的时间交错的较高值的第三和第四电流脉冲1013、1016。虽然第三和第四脉冲1013、1016的电流值与第一和第二电流脉冲的电流值相同，但是第三和第四脉冲1013、1016较不频繁地产生，因此较稀疏。因此，电流脉冲820的第二模式消耗比第二模式的电流脉冲1024更多的功率，其通过使用最大值/最小值之间的较不频繁的脉冲来节省电池功率。这与图8B的电流脉冲824的第二模式形成对比，其通过使用较低电流电平，最大值/最小值之间的脉冲813、816来节省电池功率。
在一些实施例中，可以与峰值和谷值之间的降低的电流水平相结合地执行稀疏采样。例如，在峰值和谷值之间，可以减小电流强度，并且可以增加光脉冲之间的时间。当下一峰值或谷值接近时，如基于预测或基于固定延迟所确定的，可以增加电流强度和光脉冲频率。
在一些实施例中，预测块906基于特征PPG信号的模型来预测最大和最小波形段的出现。参见PPG信号的随机建模：应用程序的综合分析方法，Diego Martin-Martinez，PabloCasaseca-de-la-Higuera，Marcos Martin-Fernandez，Carlos Alberola-Lopez，IEEETrans on Biomed Eng，V.60，N.9，2013年9月。预测块906将在时间间隔处获得的在动脉容积波形最大值和最小值之间获得的PPG信号样本与模型匹配，以预测随后的波形最大值和最小值的出现。
在一些实施例中，预测块906基于最大值和最小值的先前出现的持续时间来预测最大和最小波形段的出现。预测块906确定动脉容积波形的先前最大和最小分段的发生时间，以创建指示最大值和最小值之间的时间间隔的时间序列。基于先前最大值和最小值的出现时间确定包含连续的后来出现的最大值和最小值的时间间隔。可以使用多种其他方法来基于先前最大值和最小值的出现时间来预测未来最大值和最小值。例如，先前最大值和最小值之间的时间间隔可以用于预测后续最大值和最小值之间的时间间隔。先前N个时间间隔的平均值可用于预测下一个出现的最大值或最小值。先前N个间隔的加权(指数)平均可以用于预测下一个出现的最大值或最小值，使得最接近的值具有比旧的更大的相关性。可以使用线性预测算法(类似于上面，但是权重是自调谐的以减少预测中的误差)。此外，活动监测器(加速度计)可以用于检测患者是移动还是放松。如果移动(或改变移动模式)，更多的权重可以被给予时间序列的最后值，并且忽略“较旧”的拍子持续时间，因为心脏应该“重新同步”到新的需求。可以采用PLL锁定策略，其“锁定”到心跳的频率。例如，LED在预期峰值之前在大约20度处以较高电流电平开启。如果峰值出现早于或晚于预期，则打开时间被修改为下一个峰值的打开时间。以这种方式，随时间改变的心率不会导致错过最大值或最小值。
在一些实施例中，预测块906基于其他外部传感器预测最大和最小波形段的出现。例如，在一些实施例中，预测块906响应于ECG监测器检测到心跳演进中R波的发生而接收触发信号。触发信号用于预测下一个动脉波形最大和最小的发生时间。
根据本发明的实施例的前述描述和附图仅仅是本发明的原理的说明。例如，可以提供发射两种不同波长的光的宽带光源，并且可以提供光电检测器，其对接收的光进行滤波以检测两种波长中的每一种的光强度。更具体地，例如，可以提供单个LED，其在红色和IR带中发射光，并且可以提供一个或多个光电检测器，其对接收的光进行滤波以确定在每个波长处接收的光的强度。因此，应当理解，在不脱离由所附权利要求限定的本发明的精神和范围的情况下，本领域技术人员可以对实施例进行各种修改。
Claims (15)
1.一种血液氧合传感器，包括：
第一电流供电光源，用于产生具有第一波长的光；
第二电流供电光源，用于产生具有第二波长的光；
光传感器，用于产生具有指示入射到其上的光的强度的大小的电流信号；
包括至少一个电流源的电流电平驱动器电路，所述电流源被配置为交替地向所述第一电流供电光源和所述第二光电流供电光源中的一个提供电流；
处理器，
以预测一个或多个第一时间间隔的发生时间，其中组织部位处的动脉容积处于最大和最小之间，至少部分地基于由所述光传感器响应于通过所述组织部位透射的光而刺激的并且在一个或多个第二时间间隔到所述光传感器入射的电流的量值，其中组织介质位置处的动脉容积在最小值和最大值之间，其中在第二时间间隔期间的入射光由第一和第二电流供电光源中的至少一个产生，以响应第二模式的较低功率耗散电流脉冲；
以控制电流源，以在所述第一时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源提供较高功率耗散电流脉冲的第一模式，以在第二时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源中的至少一个提供较低功率耗散电流脉冲的第二模式。
2.如权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置成控制所述电流源，以在所述第一时间间隔期间在较高电平频率向所述第一和第二电流供电光源提供较高功率耗散电流脉冲的第一模式，以及在第二时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源中的所述至少一个以较低电平频率提供较低功率耗散电流脉冲的第二模式。
3.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置成控制所述电流源，以在所述第一时间间隔期间以更高的电流电平向所述第一和第二电流供电光源提供具有较高功率消耗电流脉冲的第一模式，在第二时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源中的所述至少一个以较低的电流电平提供较低功率耗散电流脉冲的第二模式。
4.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置为至少部分地基于所述光传感器响应于在所述第一时间间隔期间入射在其上的光而激励的电流的幅值来确定血氧水平，其中在所述第一时间间隔期间入射在所述光传感器上的光响应于较高功率消耗电流脉冲的第一模式而由第一和第二电流供电光源产生，并且其中在第一时间间隔期间的入射光已经通过组织部位。
5.如权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置为响应于在所述第一时间间隔期间入射在其上的光和由所述光传感器响应于在第一和第二时间间隔入射在其上的光而刺激的平均幅度电流来确定血氧化水平，作为由所述光传感器所刺激的电流的大小的函数。
6.如权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置为预测一个或多个第一时间间隔的发生时间，在所述第一时间间隔中，所述组织部位处的动脉容积至少部分地基于由所述光传感器所刺激的电流的幅度而处于所述最大值和最小值之一指示，组织部位处的动脉体积已经达到阈值体积。
7.如权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置成至少部分地基于所述动脉容积波形的形态，预测其中所述组织部位处的动脉容积处于所述最大值和最小值之一的一个或多个第一时间间隔的时间发生。
8.如权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置为至少部分地基于基于先前出现的最大值的时间的线性预测来预测其中所述组织部位处的动脉容积处于所述最大值和最小值之一的一个或多个第一时间间隔的时间出现和最小值。
9.如权利要求1所述的传感器，其中，所述处理器被配置为至少部分地基于ECG信号的至少一部分来预测其中所述组织部位处的动脉容积处于所述最大值和最小值之一的一个或多个第一时间间隔的时间发生。
10.根据权利要求1所述的传感器，还包括：
转换器电路，用于将所述光源电流信号转换为光源电压信号；和
ADC电路，其被耦合以将所述光源电压信号转换为数字信号；
其中，所述处理器被配置为预测发生时间并响应于所述数字信号控制所述电流源。
11.如权利要求1所述的传感器，
其中所述处理器响应于所述数字反馈信号产生数字反馈信号以控制所述电流源；进一步包括：
DAC电路，其被耦合以将所述数字反馈信号转换为模拟反馈信号；
其中，所述电流电平驱动器被配置为响应于所述模拟反馈信号向所述第一电流供电光源和所述第二光电流供电光源中的一个交替地提供电流。
12.一种用于包括LED电路和光电二极管的血液氧合传感器的方法，包括：
在组织介质位点处的动脉容积处于最大值时以及在组织介质位点处的动脉容积处于最小值时的第一时间间隔期间，在时间间隔期间在所述LED电路中产生较高功率耗散电流脉冲的第一模式；
在所述组织介质位置处的动脉容积处于最小值和最大值之间的同时，在第二时间间隔期间在所述LED电路中产生较低功率消耗电流脉冲的第二模式；
至少部分地基于响应于LED电路响应于电流脉冲的第一模式发射并且在到达光电二极管之前穿过组织介质部位的光而在光电二极管中被激励的电流来确定血氧测量；和
至少部分地基于响应于LED响应于电流脉冲的第二模式发射并且在之前通过组织介质位置的光而在光电二极管中被激励的电流来预测动脉容积最大值和最小值的发生时间到达光电二极管。
13.根据权利要求12所述的方法，
其中，产生所述较高功率耗散电流脉冲的第一模式包括在所述第一时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源产生在较高电平频率的脉冲；和
其中，产生所述较低功率消耗电流脉冲的第二模式包括在第二时间间隔期间以低于所述第一和第二电流供电光源中的所述至少一个的较低电平频率产生脉冲。
14.根据权利要求12所述的方法，
其中，产生所述较高功率耗散电流脉冲的第一模式包括在所述第一时间间隔期间产生具有到所述第一和第二电流供电光源的较高电流电平的脉冲；和
其中，产生所述较低功率耗散电流脉冲的第二模式包括在第二时间间隔期间产生具有到所述第一和第二电流供电光源中的所述至少一个的较低电流电平的脉冲。
15.根据权利要求12所述的方法，
其中，产生所述较高功率消耗电流脉冲的第一模式包括在所述第一时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源产生较高电流电平和较高频率；和
其中，产生所述较低功率消耗电流脉冲的第二模式包括在第二时间间隔期间向所述第一和第二电流供电光源中的所述至少一个产生较低电流电平和较低频率。
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