CN107773250A - 一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，包括以下步骤：步骤S1，参数初始化；步骤S2，实时检测，直到识别到受试部位则调整驱动电流至默认值，启动调光过程；步骤S3，通过第一调光算法调整基线，直到基线调整到基线目标区；步骤S4，通过第二调光算法调整基线漂移；步骤S5，提取脉搏波信号。本发明能实现快速调光，并通过自动增益扩大了调节的动态范围，能更好地兼容各类型探头，同时对运动条件下的抗干扰做出了优化，为光电脉搏波的信号处理提供高质量的原始PPG信号数据。经实验验证，本发明的波形响应速度可以从现在技术的5～6s提高到3s以内，在运动情况下，波形断点和调光触发较少，波形质量稳定可靠。

Description

一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法
技术领域
本发明涉及一种光电脉搏血氧仪的调光控制方法，尤其涉及一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法。
背景技术
传统的光电脉搏血氧仪采用的是光电检测原理，使用特定波长的光线对人体组织进行透射或从表面进行反射，提取入射光和接收光的光电容积血氧脉搏波(PPG)信号，之后对血氧参数进行计算。常用方法是使用带有光源和光电检测器的探头，对人体如手指、耳垂以及额头等组织较薄弱部位进行检测。
目前在血氧算法中，首先需要对光源进行控制，以获得较好的透射或反射信号，要求信号稳定。另外，为了适应急救的要求，波形和参数计算要快速，所以该控制过程要求尽可能短。标准《YY 0784-2010医用电气设备医用脉搏血氧仪设备基本安全和主要性能专用要求》中，规定血氧波形的平均响应时间应≤6s。
但是在传统的调光控制算法有以下几个方面的问题：一、采用的调光逻辑较为单一，调光时间较长，导致波形响应时间长；二、在运动条件下调光时易受干扰；三、没有带自动增益调节功能，因不同受试者测试部位差异性较大，使用同一款探头在特殊场合(如手指很粗或很细)效果不佳，且不同厂家的探头性能不一，如果没有增益调节功能，PPG信号的可调动态范围较小，对探头的兼容性也较差。因此，这种传统算法的缺陷非常明显，满足不了标准要求的快速响应。
发明内容
本发明所要解决的技术问题是需要提供一种能够实现快速调光，并通过自动增益调节扩大动态范围，更好的兼容各类型探头，同时对运动条件下的抗干扰做出优化的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，进而为光电脉搏波的信号处理提供高质量的原始 PPG信号数据。
对此，本发明提供一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，包括以下步骤：
步骤S1，参数初始化；
步骤S2，实时检测，直到识别到受试部位则调整驱动电流至默认值，启动调光过程；
步骤S3，通过第一调光算法调整基线，直到基线调整到基线目标区；
步骤S4，通过第二调光算法调整基线漂移；
步骤S5，提取脉搏波信号；
当基线处于基线目标区外，通过所述步骤S3对基线实现逼近调整，在完成逼近调整直到基线处于基线目标区后，通过所述步骤S4实现对基线的漂移调整。
本发明的进一步改进在于，所述步骤S3包括以下子步骤：
步骤S301，计算驱动电流；
步骤S302，通过驱动电流获得基线信号，检查基线位置，并动态调整驱动电流；
步骤S303，重复步骤S302，直到基线位于所述基线目标区。
本发明的进一步改进在于，所述步骤S301中，通过公式计算驱动电流的默认值，其中，I为驱动电流，IH为过电流点，IL为缺电流点；所述步骤S302中，若基线高于基线目标区的上限AU，则将当前驱动电流替换公式中的过电流点 IH，缺电流点IL保持不变，重新计算驱动电流I；若基线低于基线目标区的下限AL，则将当前驱动电流替换公式中的缺电流点IL，过电流点IH保持不变。
本发明的进一步改进在于，所述第一调光算法为二分法调光算法，所述步骤S3中，从饱和状态或传感器脱落状态退出后，触发二分法调光算法调整基线至所述基线目标区。
本发明的进一步改进在于，所述步骤S4中，所述第二调光算法为比例法调光算法，通过比例法调光算法调整基线漂移的过程中，先检查当前基线位置，若当前基线位置和目标基线位置之间的差异超过差异阈值，则通过粗调计算新的驱动电流，否则，通过预设的最小步进电流值进行细调；直到基线处于基线目标区内，则停止驱动电流的调节。
本发明的进一步改进在于，所述步骤S3和/或步骤S4中，当在最大驱动电流下基线仍小于所述下限AL时，若增益可上调且上一路光没有调节增益，则调大增益；若增益不可上调，则使用最大驱动电流进行驱动；当在最小驱动电流下基线仍大于所述上限AU时，若增益可下调且上一路光没有调节增益，则调小增益；若增益不可下调，则使用最小驱动电流进行驱动。
本发明的进一步改进在于，所述步骤S4中，通过公式实现粗调，其中， I为驱动电流，Bs为需要设置的目标基线，Bd为当前检测到的实际基线，Id为当前使用的驱动电流。
本发明的进一步改进在于，在基线调整过程中或触发基线调整时，单位时间内计算基线的次数为第一计算次数；在基线调整完成后，单位时间内计算基线的次数为第二计算次数，所述第一计算次数大于所述第二计算次数。
本发明的进一步改进在于，当基线调整完成后，将基线锁定预设的固定时间，锁定预设的固定时间后重新开放基线调整功能，对基线位置进行检查，若基线偏离至基线浮动区之外，则立即触发基线调整直到基线调整完成，否则继续锁定将基线锁定预设的固定时间。
本发明的进一步改进在于，在基线调整过程中，若在单次调整时间阈值内没有完成基线调整，则使用上一次完成基线调整时记录的驱动电流和增益实现参数的锁定，如果上一次没有完成基线调整，则使用预置的参数默认值进行锁定。
与现有技术相比，本发明的有益效果在于：能够实现快速调光，并通过自动增益扩大了调节的动态范围，能够更好地兼容各类型探头，同时对运动条件下的抗干扰做出了优化，为光电脉搏波的信号处理提供了高质量的原始PPG信号数据。经实验验证和对比可知，本发明的波形响应速度可以从现在技术的5～6s提高到3s以内，且对不同探头表现出良好的适应性，并且，即使在运动情况下，波形断点和调光触发较少，波形质量稳定可靠。
附图说明
图1是本发明一种实施例的工作流程示意图；
图2是一种LED器件的光强度和驱动电流之间的关系曲线示意图；
图3是本发明一种实施例的基线调整区域原理示意图；
图4是本发明一种实施例的详细工作流程示意图。
具体实施方式
下面结合附图，对本发明的较优的实施例作进一步的详细说明。
计算血氧参数需要对PPG信号进行处理，分离出直流成分和交流成分，为了获得较好的动态范围和SNR，需要采用稳定光源并将PPG信号调节到目标范围内。目前的设计中，光源一般采用LED，其单色性和稳定性较好。
常规的调光算法，采用的是将直流成分调节至目标区域的直流基线锁定算法。多数算法将LED的发光强度和驱动电流看成线性关系，预测光强来调整直流强度(即基线位置)。但根据厂家的实际测试，LED的发光强度和驱动电流实际上只能在较小范围内维持线性，或为分段线性。在整个额定驱动电流范围内，光强和驱动电流是曲线关系而非完美的直线。如图2所示。
在大范围电流调光时，容易因为电流-光强关系直线和曲线的误差导致基线调节差异较大，在调节过程中出现振荡并延长调光过程。
因此，针对前述LED发光特性的分段线性特性，考虑自动增益和运动过程中的抗扰，本例具备以下特点：一、在需要大范围调光时，采用快速调光算法，比如优选采用二分法逼近；二、在需要小范围调光时，采用预测调光算法，比如优选采用比例法计算；三、在运动情况下时，启动调光限制，减少调光引起的波形断裂；四、避免LED 在大电流驱动下工作，导致LED发生光的波长偏移较大影响血氧计算精度。
如图1所示，本例提供一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，包括以下步骤：
步骤S1，参数初始化；
步骤S2，实时检测，直到识别到受试部位则调整驱动电流至默认值，启动调光过程；
步骤S3，通过第一调光算法调整基线，直到基线调整到基线目标区；
步骤S4，通过第二调光算法调整基线漂移；
步骤S5，提取脉搏波信号；
当基线处于基线目标区外，通过所述步骤S3对基线实现逼近调整，在完成逼近调整直到基线处于基线目标区后，通过所述步骤S4实现对基线的漂移调整。
其中，当基线处于基线目标区外，此时需要大范围调光，通过所述步骤S3采用快速的调光算法，比如采用二分法调光算法实现对基线的逼近调整；然后，在需要小范围调光时，采用更为精准的调光算法，比如采用比例法调光算法实现对基线的漂移调整。这样，即针对前述LED发光特性的分段线性特性，考虑了自动增益和运动过程中的抗扰，同时还能够有效实现快速调光。
因此，本例能够实现有效的快速调光，并通过自动增益扩大了调节的动态范围，能够更好地兼容各类型探头，同时对运动条件下的抗干扰做出了优化，为光电脉搏波的信号处理提供了高质量的原始PPG信号数据。
本例所述第一调光算法为二分法调光算法，所述步骤S3中，从饱和状态或传感器脱落状态退出后，触发二分法调光算法调整基线至所述基线目标区。所述步骤S3包括以下子步骤：
步骤S301，计算驱动电流；
步骤S302，通过驱动电流获得基线信号，检查基线位置，并动态调整驱动电流；
步骤S303，重复步骤S302，直到基线位于所述基线目标区。
本例所述步骤S301中，通过公式计算驱动电流的默认值，其中，I为驱动电流，IH为过电流点，IL为缺电流点；所述步骤S302中，若基线高于基线目标区的上限AU，则将当前驱动电流替换公式中的过电流点IH，缺电流点IL保持不变，重新计算驱动电流I；若基线低于基线目标区的下限AL，则将当前驱动电流替换公式中的缺电流点IL，过电流点IH保持不变。
更为具体的，由于无法判断光强和驱动电流是否已经满足线性关系，启动时设置默认驱动电流，取过电流点IH＝Imax，缺电流点IL＝Imin，使用公式计算默认的驱动电流。
在所述步骤S3中，当在最大驱动电流下基线仍小于所述下限AL时，若增益还可以上调且上一路光没有调节增益，则调大增益；若增益不可上调，则使用最大驱动电流进行驱动；在此过程中，如果调整的新的驱动电流和上次的驱动电流之间的差距已经小于最小步进电流值，则装载最大驱动电流，本算法中最小步进电流值优选设置为 1mA，当然，用户可以根据实际需要调整该最小步进电流值。
当在最小驱动电流下基线仍大于所述上限AU时，若增益还可以下调且上一路光没有调节增益，则调小增益；若增益不可下调，则使用最小驱动电流进行驱动。在此过程中，如果调整的新的驱动电流和上次的驱动电流之间差距已经小于最小步进电流值，则装载最小驱动电流。
在经过步骤S3的基线调整之后，本例认为当前驱动电流和目标驱动电流已比较接近，光强和驱动电流之间的关系处于线性区动时检查当前基线位置，因此，在步骤S4 中，所述第二调光算法采用比例法调光算法，所述步骤S4通过比例法调光算法调整基线漂移的过程中，先检查当前基线位置，若当前基线位置和目标基线位置之间的差异超过差异阈值，则通过粗调计算新的驱动电流，否则，通过预设的最小步进电流值进行细调；直到基线处于基线目标区内，则停止驱动电流的调节。
更为具体的，所述步骤S4在启动时检查当前基线位置，如果当前基线位置和目标基线位置差异较大(超过差异阈值)，比如差异超过±20％，则使用公式粗调，计算新的驱动电流，如果差异不超过±20％，则使用最小步进电流值(优选设置为1mA) 进行细调。细调时，若基线高于基线目标区的上限AU，则根据最小步进电流值逐步减小驱动电流；若基线低于目标区域的下限AL，则根据最小步进电流值逐步增加驱动电流。其中，I为驱动电流，Bs为需要设置的目标基线，Bd为当前检测到的实际基线，Id为当前使用的驱动电流。
也就是说，所述差异阈值可以设置为±20％，当然，这个差异阈值也是可以根据实际需要进行调整和修改的。
本例所述步骤S4中，当在最大驱动电流下基线仍小于所述下限AL时，若增益可上调且上一路光没有调节增益，则调大增益；若增益不可上调，则使用最大驱动电流进行驱动；当在最小驱动电流下基线仍大于所述上限AU时，若增益可下调且上一路光没有调节增益，则调小增益；若增益不可下调，则使用最小驱动电流进行驱动。
综上，本例的详细工作流程示意图如图4所示，在实际应用中，如果探头没有连接到光电脉搏血氧仪的系统，则整个系统无法正常工作，系统保持在传感器未连接状态，算法持续检测探头是否正常插入。在探头连接到系统后，初始状态下，人体手指 (或其他受试部位)尚未连接到探头，此时传感器将饱和，算法检测到饱和后一直持续检查基线。
在手指插入探头后，基线将因人体组织对光线的吸收下降，此时算法退出饱和处理逻辑，调整驱动电流到默认值，启动调光过程，这时先使用的是二分法调光算法。在二分法调光完成基线调节后，因人体组织会随时间变化，光线吸收产生波动，因此导致基线漂移超出基线浮动区，此时因波动相对较小，使用比例法调光算法进行调光控制。其中，所述基线调整区域的原理示意图如图4所示。
图4中，每个子步骤的介绍如下：本例所述步骤S1用于实现参数初始化，将所有调光过程涉及到的变量和内存初始化，设置调光区域中的基线饱和区上限SU、基线饱和区下限SL、基线浮动区上限FU、基线浮动区下限FL、基线目标区上限AU、基线目标区下限AL以及目标基线AB等。
本例所述步骤S2包括以下过程：
信号饱和处理逻辑过程，识别到手指(或其他受试部位)插入则退出饱和处理逻辑，当任一波长光电脉搏波检测到的基线连续2次超过基线饱和区下限SL时，调整对应波长光线的驱动电流为最小值，设置增益为最小值，再次检测基线，如果仍然超过基线饱和区下限SL时，则判定为光电检测器饱和，在饱和状态下，不进行调光，只检测基线，发生饱和后如果所有波长光线检测到的基线连续2次小于基线饱和区下限SL 时，则退出饱和，触发调光；
调整到默认电流驱动过程，取最大驱动电流和最小驱动电流之和的1/2作为默认驱动电流，增益调节到最小；
以及，采集基线过程，对每一路波长的光线分别设置数据缓冲池，在给定的时间里，读取对应的光电脉搏波电压信号，之后对缓冲池做算术平均获得基线。
本例所述步骤S3包括以下过程：
二分法调光过程，从饱和状态或传感器脱落状态退出后将触发二分法调光算法，原理如前面所述；
检查基线过程，将当前设定的驱动电流下采集到的基线和目标基线进行对比，如果当前基线在目标基线区内，则判断基线调节完成，如果不符合要求，则启动调光算法；
判断传感器是否连接，若未连接，也就是当血氧探头未接入系统时其状态为传感器未连接，此时调光停止，数据采集停止，等待插入探头；
判断手指(或其他受试部位)是否插入传感器，如果手指(或其他受试部位)未插入传感器，则光电传感器将因直接接收未经人体衰减的光线而导致检测到的基线超过基线饱和区下限SL，此时无法获得PPG信号，系统状态指示饱和，返回进行信号饱和处理逻辑过程。
本例所述步骤S4中，通过第二调光算法实现动态调光，基线调整到基线目标区后，即使在人体正常状态下，基线也会随时间漂移，当基线位置超出基线浮动区时，需要对基线重新调节。这种因人体组织变化或轻微运动产生的基线调整将使用比例法调光算法等第二调光算法，原理如前面所述。
本例所述步骤S5中，提取脉搏波信号，脉搏波信号由探头上的光电检测器检测光信号产生，经过放大和滤波等环节形成一个对应的等比例关系的电信号，该信号即为 PPG信号，可用于计算人体血氧饱和度和脉率。
本例在基线调整时，完成基线调整的判据是基线水平落在如图4所示的基线目标区内。其中，基线饱和区、基线浮动区以及基线目标区，均可以根据实际需要进行设置和调整，也可以采用系统的默认值。
本例在基线调整完成后，重新触发基线调整的判据是基线水平落在基线浮动区外。
本例在基线调整时，先对驱动电流范围进行扫描，再对增益范围进行扫描。最大驱动电流优选设置为120mA，最小驱动电流优选设置为10mA，最小步进电流值优选为1mA，可用增益优选为8、4以及2.67。当然，这里距离的这些参数数值都是默认值，在实际应用中，可以根据实际需要进行设置和调整。
在基线调整过程中，达到最大驱动电流或最小驱动电流时，如果在最小驱动电流下且增益可向下调节，则切换到更小的增益再调节电流；如果在最大驱动电流下且增益可向上调节，则切换到更大的增益再调节电流。其他情况下，基线调整不再继续，系统状态标志设置为最大驱动电流工作或最小驱动电流工作。且在基线调整过程中，两路光的驱动电流是独立的，但增益是相同的。
值的一提的是，本例在基线调整过程中或触发基线调整时，单位时间内计算基线的次数为第一计算次数；在基线调整完成后，单位时间内计算基线的次数为第二计算次数，所述第一计算次数大于所述第二计算次数。所述第一计算次数和第二计算次数的具体数值可以根据实际需要进行设置和调整。
比如，在基线调整过程中或触发基线调整时，每1s计算6个有效基线，在基线调整完成后，每1s计算1个有效基线，也就是说，第一计算次数优选为6次，所述第二计算次数优选为1次。这意味着如果基线调整完成，当基线偏离到基线浮动区之外时，需要至少持续单位时间内(如1s)才会触发基线调整，这样设置可以有效消除一些瞬间运动干扰导致的基线调整。
同样值的一提的是，当基线调整完成后，本例将基线锁定预设的固定时间，锁定预设的固定时间后重新开放基线调整功能，对基线位置进行检查，若基线偏离至基线浮动区之外，则立即触发基线调整直到基线调整完成，否则继续锁定将基线锁定预设的固定时间。
比如，所述预设的固定时间为3S，该固定时间可以根据实际需要进行修改和调整，在基线调整完成后，基线将被锁定3s，即此3s内基线调整被禁止。3s后重新开放基线调整功能，对基线水平进行检查，如果基线偏离到基线浮动区之外，则立即触发基线调整，直到基线调整完成；之后进行3s锁定，如果此时基线没有偏离，则直接继续锁定3s。然后将重复这个过程。这样设置的好处在于能够有效防止在运动状态下基线波动范围大时需要产生频繁的调光。
当手指首次插入血氧探头(例如开机插入手指、手指脱落或是重新插入手指)时，调光将采用二分法调光算法进行快速调光，当手指没有脱落(比如手指插入后的正常状态或运动状态下)触发基线调整时，调光将采用比例法进行调光。所述步骤S3中二分法调光算法的好处是在没有预知最终稳定的驱动电流水平时，可以快速逼近，避免了非线性曲线关系引入的误差，虽然调整速度快，但在调光时会导致驱动电流在大电流和小电流之间来回跳跃，导致脉搏波波形变形严重。
因此，本例在步骤S4中采用比例法调光算法，其的好处是当前一个基线调整完成后，在安静状态下人体组织对LED入射光吸收变化范围较小，当基线偏离到基线浮动区外时，可以通过小范围内光强和驱动电流之间线性相关的原理，比例计算产生小幅度步进来重新调整电流，无须大范围重新调整，波形波动较小。
总体表现上，当首次插入手指时，所述步骤S3采用二分法调光算法可以较快完成基线调整，在手指插入完成基线调整后，后续使用所述步骤S4的比例法调光算法，进而较快且准确地完成人体组织吸收波动引入的基线调整。
值得一提的是，本例在基线调整过程中，若在单次调整时间阈值内没有完成基线调整，则使用上一次完成基线调整时记录的驱动电流和增益实现参数的锁定，如果上一次没有完成基线调整，则使用预置的参数默认值进行锁定。
比如，所述单次调整时间阈值设置为6S，该单次调整时间阈值可以根据实际需要进行修改和调整；在基线调整过程中，为防止频繁调光，单次调光有超时限制，如果 6s内仍然没有完成基线调整，则将使用上一次完成基线调整时记录的驱动电流和增益对系统驱动电流和增益配置进行锁定，如果之前没有完成过基线调整，则使用系统预置的默认值进行锁定。此时基线锁定的时间是单次调整时间阈值6s，6s后解除基线调整锁定，重新检查基线是否需要进行调整。
本例可根据灌注水平选择基线目标区的范围和基线浮动区的范围。弱灌注下可提升基线目标区，缩小基线浮动区，进而防止弱灌注下因基线偏离较大导致基线水平过低而难以识别脉搏波的交流信号的弊端，避免导致系统弱灌注检测能力下降。也可识别灌注水平超过某一限制值时对基线调整进行锁定，比如将人体灌注限制值设置为 30％，进而渡河人体灌注一般不会大于30％的生理学研究结果。
在基线超过基线饱和区下限SL时，如果持续时间超过2s，则将系统进入饱和状态，之后每1s产生6次有效基线进行计算，用于识别饱和状态的退出。如图4所示，当基线水平在基线目标区上限AU和基线目标区下限AL之间时(即落在基线目标区内)，表示基线调整已完成。
如图3所示，当基线产生偏离，在t1时刻基线偏离到目标浮动区之外，但持续时间不到1s，此时不触发基线调整；在t2时刻之后，基线落在基线浮动区下限以外的位置持续超过1s，此时如果基线调整锁定恢复时间到达，则立刻触发基线调整，如果基线调整锁定恢复时间尚未到达，则延迟到t3时刻锁定恢复时间到达后触发基线调整， t2～t3最大延迟是3s。在后一种情况下，如果t3时刻的基线已经恢复到基线浮动区以内，则可有效避免产生基线调整。图4中的基线目标AB默认为采样值输出范围的中心值。
综上所述，本例能够有效实现快速调光，并通过自动增益扩大了调节的动态范围，能够更好地兼容各类型探头，同时对运动条件下的抗干扰做出了优化，为光电脉搏波的信号处理提供了高质量的原始PPG信号数据。经实验验证和对比可知，本发明的波形响应速度可以从现在技术的5～6s提高到3s以内，且对不同探头表现出良好的适应性，并且，即使在运动情况下，波形断点和调光触发较少，波形质量稳定可靠。
以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤S1，参数初始化；
步骤S2，实时检测，直到识别到受试部位则调整驱动电流至默认值，启动调光过程；
步骤S3，通过第一调光算法调整基线，直到基线调整到基线目标区；
步骤S4，通过第二调光算法调整基线漂移；
步骤S5，提取脉搏波信号；
当基线处于基线目标区外，通过所述步骤S3对基线实现逼近调整，在完成逼近调整直到基线处于基线目标区后，通过所述步骤S4实现对基线的漂移调整。
2.根据权利要求1所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，所述步骤S3包括以下子步骤：
步骤S301，计算驱动电流；
步骤S302，通过驱动电流获得基线信号，检查基线位置，并动态调整驱动电流；
步骤S303，重复步骤S302，直到基线位于所述基线目标区。
3.根据权利要求2所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，所述步骤S301中，通过公式计算驱动电流的默认值，其中，I为驱动电流，IH为过电流点，IL为缺电流点；所述步骤S302中，若基线高于基线目标区的上限AU，则将当前驱动电流替换公式中的过电流点IH，缺电流点IL保持不变，重新计算驱动电流I；若基线低于基线目标区的下限AL，则将当前驱动电流替换公式中的缺电流点IL，过电流点IH保持不变。
4.根据权利要求1所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，所述第一调光算法为二分法调光算法，所述步骤S3中，从饱和状态或传感器脱落状态退出后，触发二分法调光算法调整基线至所述基线目标区。
5.根据权利要求1至4任意一项所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，所述步骤S4中，所述第二调光算法为比例法调光算法，通过比例法调光算法调整基线漂移的过程中，先检查当前基线位置，若当前基线位置和目标基线位置之间的差异超过差异阈值，则通过粗调计算新的驱动电流，否则，通过预设的最小步进电流值进行细调；直到基线处于基线目标区内，则停止驱动电流的调节。
6.根据权利要求5所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，所述步骤S3和/或步骤S4中，当在最大驱动电流下基线仍小于所述下限AL时，若增益可上调且上一路光没有调节增益，则调大增益；若增益不可上调，则使用最大驱动电流进行驱动；当在最小驱动电流下基线仍大于所述上限AU时，若增益可下调且上一路光没有调节增益，则调小增益；若增益不可下调，则使用最小驱动电流进行驱动。
7.根据权利要求5所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，所述步骤S4中，通过公式实现粗调，其中，I为驱动电流，Bs为需要设置的目标基线，Bd为当前检测到的实际基线，Id为当前使用的驱动电流。
8.根据权利要求5所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，在基线调整过程中或触发基线调整时，单位时间内计算基线的次数为第一计算次数；在基线调整完成后，单位时间内计算基线的次数为第二计算次数，所述第一计算次数大于所述第二计算次数。
9.根据权利要求5所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，当基线调整完成后，将基线锁定预设的固定时间，锁定预设的固定时间后重新开放基线调整功能，对基线位置进行检查，若基线偏离至基线浮动区之外，则立即触发基线调整直到基线调整完成，否则继续锁定将基线锁定预设的固定时间。
10.根据权利要求5所述的自动增益控制的光电脉搏血氧仪快速调光控制方法，其特征在于，在基线调整过程中，若在单次调整时间阈值内没有完成基线调整，则使用上一次完成基线调整时记录的驱动电流和增益实现参数的锁定，如果上一次没有完成基线调整，则使用预置的参数默认值进行锁定。
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