CN86102111A

CN86102111A - 检测光脉冲的改进方法及装置

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Publication number: CN86102111A
Application number: CN198686102111A
Authority: CN
Inventors: 戴维德·E·古德曼; 詹姆斯·E·科伦曼
Original assignee: Nalco Co LLC
Current assignee: ChampionX LLC
Priority date: 1985-04-01
Filing date: 1986-03-31
Publication date: 1987-02-04
Also published as: AU5667786A; DE3671602D1; US4802486A; WO1986005674A1; AU592561B2; EP0217918A1; EP0217918B1; CA1260613A

Abstract

一种使病人的心脏活动与血流检测相互联系并进行测量的方法和装置能更精确地确定血流特性如氧饱和度和脉率。在较佳实施方案中，通过监测病人心电波形测量心脏活动而由无创伤脉搏血氧计检测血流。检测心电图R波的发生并确定动脉搏动在R波之后的延迟时间以建立期望脉搏发生的一个窗口从而为血氧计提供一个参数使其仅在可能存在用于波形分析的动脉搏动时分析血流。本发明还包括调整心电图信号的极性以得到一个预先选定的一致上升或下降的极性。

Description

本发明涉及无创伤式脉搏血氧定量法，具体说，涉及用光电方式测定血液成分的一种改进方法及装置。

在此之前，无创伤光电脉搏血氧定量法已经描述在以下专利文献中。美国专利4，407，290美国专利4，266，554，美国专利4，086，915，美国专利3，998，550，美国专利3，704，706，和1984年3月13日公开的欧洲专利申请No102，816，1984年4月4日公开的欧洲专利申请No104，772，以及1984年4月4日公开的欧洲专利申请No104，771，在市场上可以买到Nellcor公司（Nellcor Incorporated，Hayward，California，U.S.A）的脉搏血氧计，例如人们所知的N-100型脉搏血氧计。

脉搏血氧计一般测量并显示不同的血流特性值，包括（但并不限于）动脉血中血红蛋白的血氧饱含度，供应肌体的单次血液搏出量，以及与病人每次心跳相对应的血液搏动速率。该血氧计将光线穿透血液灌注的人或动物体的组织，如手指、耳朵、鼻中隔或头皮，并以光电方式检测光线在组织中的吸收。然后，用光线被吸收的量计算出被检测的血液成分的量。

穿透组织的光线被选定为一个或多个波长，该波长被血液吸收的量代表了血液中存在的血液成分的量，穿透组织的透射光的量将根据组织中血液成分量的变化和相关的光线吸收而改变。例如，Nellcor N-100脉搏血氧计用两个发光二极管（LED）测量血红蛋白的氧饱合度，其中一个具有红光范围内大约660毫微米的离散频率而另一个具有红外线范围内的大约925毫微米的离散频率。这两个发光二极管随着一个四态时钟而交替的发光，这样使入射光穿透一个指尖而被测光或叫透射光将由一单个的光检测器来检测。该时钟采用一个高选通频率，如每秒两千周，以便易于同其它光源相区别。光检测器电流依次响应于红的和红外的两种透射光而变化，然后由一个双通道同步检测器进行放大和分离，其中一个通道用于处理红光波形而另一通道用于处理红外光波形。该分离信号被滤波以便去掉选通频率，电噪声和环境噪声，然后由一个模-数转换器（ADC）将其数字化。在此所用的入射光或透射光是指由发光二极管或其它光源产生的光线，区别于环境光。

光源的强度可以调整，以便容纳病人的肤色、肌肉厚度、毛发、血液、以及其它变量的变化。这样，透射光即受多个变量（特别是动脉血搏动或叫脉动分量）的调制，它被称为光信号。光信号的数字形式被称为数字光信号。数字光信号中涉及脉动分量的部分被命名为光脉冲。

数字光信号是由Nellcor N-100脉搏血氧计的微处理器来处理，以便识别出单个的光脉冲，并用从红光波形中发现的最大和最小脉冲电平之比与由红外波形中发现的脉冲相比较而计算出氧饱合度。

在以上引证的专利和参考文件中已公开了处理并解释光信号数据的几种替代方法。

无创伤式脉搏血氧计的一个问题是：以光学方式导出的脉搏速率可以受到不规则变量的影响，这些变量（包括但不限于人为活动）干扰对血流特性的检测。人为活动是由靠近血氧计传感器的病人肌肉的运动而引起。例如，病人的手指，耳朵或血氧计传感器附着的其它身体部位的运动，这种运动可引起与动脉血流所引起的脉搏相类似的虚假搏动。然后，这些虚假搏动可使血氧计处理人为的波形并提供错误的数据。这一问题对婴儿、胎儿、或在监护过程中不能保持平静的病人就特别显著。

第二个问题存在于病人情况不良而脉搏强度很弱的场合。在连续处理光数据时，由于信噪比低，从人为搏动和噪音中分离真正的脉动分量就会很困难。在光信号中不能可靠地检测脉动分量会造成缺乏计算血液成分所需要的信息。

众所周知，心电活动与心跳同时发生并可进行体外监测，其特征是心电图（EKG）的波形。如本领域内的熟练人员所知，心电图波形包括几个与心电活动相对应的分量构成的一个复杂波形。QRS分量与心室收缩有关。QRS分量的R波部分一般是心电图中最陡的波形，具有最大的幅值和斜率，并且可用于表示心血管活动的开始。动脉血的搏动进行机械的流动并且它在身体任何部位的出现时间一般是在心电活动的R波之后有一个可以确定的时间间隔。见Goodlin等人的“胎儿和新生儿的心收缩时间间隔”，《产科学和妇科学》39卷No2 1972年2月，其中给出胎儿头皮脉搏滞后心电图R波0.03-0.04秒，还可参见美国专利3，734，086。

因此本发明的一个目的是通过将最好是以心电图波形的形式进行电检测的病人心脏活动与血氧计的工作结合起来提供一个用于检测光信号脉动分量并测量血液成分和脉率的改进方法和装置，由此解决人为运动和低信噪比所引起的问题并简化和改进血氧计的工作。

本发明的另一个目的是使血氧计仅分析期望发现光脉冲的期间内发生的数字光信号并利用该部分信号中的信息来计算血液成分的量。这使血氧计仅处理包含动脉血搏动分量的光波形而不处理虚假搏动的可能性增加。

本发明的另一目的是通过利用心电图信息（特别是R波分量）确定动脉搏动可能发生的时间以保证用脉搏血氧计监测具有不规则心跳的病人，并处理该期间内的数字光信号波形以便进行所希望的测量。

本发明的再一个目的是使用由血氧计从数字光信号确定的脉率信号与从心电图确定的心率相互联系。该相互联系功能将允许测量心电图和光脉冲之间的关系，当光信号可能很弱时以及在分娩室内胎儿心率是一个重要的和共同监测的生命信号时该功能就特别有益。

本发明的再一个目的是保证从光信号和心电图两者进行的多重心率测量，以便即使一个信号被丢失时仍能连续地监测病人。

本发明的再一个目的是提供一个与心电图检测一同使用的极性补偿电路，这样无须调整电极就可使心电图波形的极性一致地上升或下降。

本发明通过测量病人的心脏活动并将其与病人的血流相联联系使外科手术、危胁生命的医疗情况，以及婴儿分娩过程中使用的脉搏血氧计的精确性和可靠性增加，从而更精确地计算并测量生命信息，如氧饱合度及脉率。在一个实施方案中，该相互联系包括利用自动相互联系技术来加强每一个单个波形中包含的周期性信息并确定一个波性与另一个波形之间的时间关系。在较佳实施方案中，该方案包括测量心电图信号，检测心电图信号R波部分的发生，确定在R波之后光脉冲的延迟时间，并利用R波与随后的光脉冲之间确定的时间延迟以便仅在可能存在用于波形分析的真正的血液搏动时计算动脉血流，通过以上步骤将心电活动的发生与动脉搏动的检测相互联系。该方法还包括根据心电图信号、光脉冲、或根据两者确定病人的心率。

在一个较佳实施方案中，该方法和装置包括了使用由Nellcor公司制造和销售的N-100型脉搏血氧计（以下称为N-100血氧计）时的改进。该改进方法提供了一个具有附加参数的血氧计以便该血氧计能够更好地分析病人的数字光信号波形。该装置包括一个心脏活动检测装置，Nellcor N-100脉搏血氧计的脉搏血氧计功能，以及一个微处理器系统，该系统装有用于控制和处理血氧计和心脏活动信息的软件和存储器。为了接收来自心电活动检测电路的输入，提供了对一个多路连接器和一个血氧计的数字状态输入锁存器的附加输入。改进的血氧计同时独立于光信号而处理检测出的心脏活动波形，两个波形均由N-100血氧计的信号处理部件转换为用于信号处理的数字信号。

心脏活动参数可由能够独立于外周动脉搏动而检测心脏活动的常规和非常规方法来提供，包括（但不限于）心电图信号、超声波、心冲击图、加速计、核磁共振仪、电阻抗技术，等等。对心脏活动参数和相关电路的主要要求是它能响应于每一次心跳提供一个可识别和可检测的信号以便血氧计的信号处理装置进行利用。

在较佳实施方案中，心脏活动参数是由电子心脏检测电路以心电图信号的形式来检测，该信号通过一个与血氧计在电路上隔离的检测放大器，并且该参数还由从心电图信号中产生出多种波形的系统电子线路来检测。该放大器将原始心电图数据差动放大，将共模信号翻转并返回给病人以抵消病人的共模电压，将信号放大并进行交流耦合以消除任何直流（补偿）电压分量，将信号滤波以消除不需要的频率（例如低于0.05Hz的频率）经过缓冲然后将心电图信号耦合到系统电子线路上。耦合可通过（例如）载波信号的幅值调制经过一个具有适当电路的变压器来进行，或者通过一个光耦合隔离栅进行。

系统电子线路将耦合信号解调，在需要时将该信号放大并送给一个自动增益控制（AGC）放大器，以便即使实际的心电图信号强度可随不同的病人或在不同的电极位置上发生变化，仍能将心电图信号的输出维持在一个希望的范围之内。

在较佳实施方案中AGC放大器的输出被连接到一个极性补偿电路上，该电路改变了波形的极形使其有一个预先选定的上升或下降的极性而无须再切换电极或对病人进行操作。这在危胁生命的关键情况下是有益的。在这种情况下若心电图电极连接不正确，就无法进行心率的适当控制，而对胎儿病人也不希望安放后再重新安放电极。

所产生的信号被称作诊断心电图，它是心电活动的一个模拟的代表信号，可显示在一个模拟装置上，如一个阴极射线管或一台心电图记录器上，该诊断心电图经过滤波选择出心电图波形的R波并经过交流耦合去掉直流分量。所产生的信号叫滤波心电图信号。

该滤波心电图信号经过处理以检测R波发生的时间，这样可产生一个数字脉冲并送往血氧计以表明已经发生了R波。

除了在此所讲明的以外，血氧计的功能基本上保持不变。微处理器为两个发光二极管提供双极驱动电流，这样一个正电流脉冲驱动红外发光二极管而一个负电流脉冲驱动红光发光二极管。电流幅值由微处理器调整以帮助解决病人组织的差异。发光二极管发出的光由一单个光检测器（最好是一个光敏二极管）检测，该检测器产生一个与检测到的透射光量成比例的电流。光电流可由一个电流一电压转换器来放大。所产生的电压由微处理器控制下的系统电子线路来处理，以分析并检测动脉搏动并形成有关脉搏的周期性，脉搏形状和氧饱合度的一个“规律”。血氧计通过将测到的脉搏与该脉搏规律相比较而决定是否将检测到的搏动作为对应于一个动脉搏动的脉搏来接受。如果接受，检测到的搏动必须根据一个希望的置信程度符合预先确定的特定标准。然后根据所接受的脉搏进行血液成分的测量。

根据改进的方法和装置，来自电子心脏检测电路的心电图信号是由N-100脉搏血氧计的模-数转换和指令处理电路进行处理以确定极性，节律性，以及心电图信号的幅值。在进行确定的过程中，微处理器将诊断心电图信号、滤波心电图信号，或两者都转换为数字心电图信号，对数字心电图信号进行分析，确定心电图的幅值和极性，并对AGC放大器和极性补偿电路进行相应的调整。

在较佳实施方案中，微处理器以结合方式运行，在该方式中它构成并比较来自心电图波形和光脉冲信号的信息。微处理器首先分别测量光脉冲在R波之后的时间间隔，对n个脉冲求其平均值，独立地计算每一波形的脉率，并将光的和心电图的脉率进行比较。这就保证了心电图和动脉血流波形分析的可靠性。

对光脉冲信号的预定标准可包括（例如）在期望脉冲发生时对脉冲所期望的大小，和被检测光脉冲的红光对红外光的期望比值。该预定的标准可通过建立一个脉冲规律而预先选定或建立。脉冲序列可包括多个最近的脉冲（如四个）存在一个压入式堆栈存储器中，该存储器可自动存储最后四个被接受的检测光脉冲数据。

改进的血氧计利用R波和光脉冲之间的时间延迟来确定R波发生之后的一个时间窗口，这时发现与真正的动脉搏动相对应的光脉冲的可能性很大。该时间窗口提供了一个附加的标准，用于接受或否定一个检测到的脉冲是一个光脉冲，任何被检测出来未落入该时间窗口的脉冲均被否决并且不用于计算血液成份的量。同样这些被否决的脉冲一般不会成为脉搏序列的一部分。然而，如果在对应三个脉搏周期的时间窗口内没有可接受的脉冲，则在时间窗口内通常被否决的脉冲也会被接受。如以下的讨论，这是通过改变预定的光脉冲标准而实现的。

对微处理机可进行调整，这样当光信号具有较高质量并易于检测时，在接受一个检测到的脉冲为一个光脉冲之前可要求被检测脉冲与脉冲规律之间有一相对较高的相互联系。这将使测量具有较高置信程度。当光信号质量差时，所必须的相应联系的程度被降低，使测量具有较低的置信程度。该置信因数可根据光信号随每次心跳的变化或者光脉冲信号的相对强度进行调整。

如果即使用降低的标准，在一特定的期间（如10秒钟）窗口内仍未检测到可接受的光脉冲，微处理器将复原到初始程序并重新建立心电图R波与可接受的光脉冲之间的关系。

以合成的方式，改进的血氧计可以从仅在确定的时间窗口内检测的数字光信号计算出血液成份的量。这样，该时间窗口可用于减少对人为活动或噪音所引起的任何虚假搏动的处理。这样即通过结合心电图信息建立起氧饱合度的可靠测量。

心脏活动与光信号结合测量的一个优点是它表明血氧计是在期望光脉冲发生的时间对其进行检测。利用心电图信号的一个优点是R波和动脉搏动之间的可确定关系，这种关系可以验证心跳规则或不规则，并且确保（例如）血氧饱合度的测量是基于血流的脉动分量并且是正确的。

另一个优点是，如果心电图或光信号之一发生故障，血氧计可恢复到非结合方式而允许独立的处理心电图和光信号。无故障的信号将继续提供一定的生命信息，并且更主要的是表明信号故障不是由于病人失去了身体功能（例如心搏停止）。这样，改进的血氧计保证了对病人心率的多重测量，并指明心电图或光信号检测装置中有一个工作不正常。在丢失的信号被恢复的情况下，结合工作将按上述方式恢复。

改进方法和装置的另一个优点是可对心跳不规则的病人进行可靠的监测。本发明的改进血氧计改进了处理心率不齐的能力并能够检测和分析光脉冲在R波之后的时间间隔，并确定一个适当的时间窗口。然后，在随后的R波发生时（包括不规则地发生的R波）利用所确定的时间窗口由血氧计对在时间窗口内检测到的数字光信号进行数字式处理，形成一个光脉冲序列，并计算当时血液成份的量。具有不规则心跳的病人也可被监测，并根据真正的血液搏动测量血液成份的量。

图1是本发明的改进方法和装置的一个方框图。

图2a和2b是本发明的心电图检测电路和系统电子线路的电路示意图。

图3表示了图2的输出图形。

图4a和4b是图1的微处理器状态输入的详细电路示意图。

图5a和5b是图1的微处理器模拟多路连接器和数-模转换器的详细示意图。

图6a、6b和6c是本发明与心电图和光脉冲有关的微处理器工作流程图。

图7是图1的输出图线表示。

图8是血氧计定时图形的图线表示。

图9a和9b是图1的隔离前端印刷线路板的详细电路示意图。

如图1中所示，本发明的一个实施方案包括心电图检测装置100和脉搏血氧计200。心电图检测装置100具有正引线102，负引线104和参考线106，每一引线均与病人108进行连接。一般情况下，正引线102连接右臂，负引线104连接左臂，而参考线106连到右腿上。当病人是胎儿时，正引线102与胎儿连接，负引线104与母亲的阴道连接，参考线106与母亲的右腿连接。在欧洲专利申请公报No135840中描述了一种结合了检测装置和心电图检测引线的备用产期血氧计探头，该申请已转让给Nellcor公司，其公开的内容结合在此作为参考。

心电图检测装置100还包括前置放大器120，耦合电路138，自动增益控制（AGC）放大器140，极性转换器160，带通滤波器170，直流电平变换器180，以及R波检测器190，工作时心电图检测装置100产生三个输出，诊断心电图波形DEKG，滤波心电图波形FEKG，和检测出的R波DRW。这些输出在图3中示出。

参见图2a和2b，前置放大器120安置在心电图前端印刷线路极164上（板164），该线路板被电隔离以保护病人108避免用于分析和处理心电图和光信号波形的强电信号。前置放大器120包括测试放大器122，最好是一个Burr-Brown INA104 HP高精度测试放大器，由二极管124和隔离电压±Viso保护其避免高电压输入。它被设计为具有约为100的增益因数。

负引线104产生的信号被输入管脚17，正引线102产生的信号被输入管脚2，共模信号CMS由参考线106返回病人，这样降低了病人的零共模电压，加强了共模信号的抑制。其它管脚如图2a和2b所示，按本领域的熟练人员所知方式连接。为了便于理解和区别正在讨论的是特定固态元件的那个输入或输出端，其电子线路图在此可被称为元件“A101-16”，所指的是元件A101的管脚16。

测试放大器122的输出送往隔离放大器500，该隔离放大器最好是模拟器件公司（Analog Devices，Inc）制造的286 J型。隔离放大器500提供了心电图信号从被隔离的前置放大器120到系统电子线路的变压器耦合。隔离放大器500还为测试放大器122提供隔离的供电。振荡电路510包括hex Schmitt反相器511，电阻512，电容513和可变电阻514。该电路为隔离放大器500的正常工作提供了100千赫的信号。

一旦与系统电子线路耦合，心电图信号即流向两个不同的电路。第一个电路是LDOFF检测电路134，LDOFF电路134表明何时心电图引线已脱离连接或不工作，它包括排列在一个窗口比较器结构中的并联比较器135a和135b，这样当被隔离的前置放大器120的输出是在+或-3.8伏以内时，结点136处的电压将为+5伏，这由正偏压电阻137实现。比较器135a具有一个电阻分压网络，该网络有一滤波电容连接到比较器135a的反相输入端口，该网络包括电阻1134a、1134b和电容1134d并接有+5伏的参考电压。该电压被分压为+3.8伏并经过电阻1134c提供给反相输入端。与此类似，比较器135b具有由滤波电容连接到比较器135b的同相输入端的电阻分压网络，该网络包括电阻1135a、1135b和电容1135d并接有-15伏的参考电压。该电压被分压为-3.8伏并经过电阻1135c提供给比较器135b的同相输入端。比较器135a具有从输出端连接到同相输入端的反馈电阻1135e以提供滞后作用。

来自被隔离的前置放大器120的输入经过滤波电容1131和电阻1130被送入比较器135b的反相输入端以及比较器135a的同相输入端。当引线102和104与病人108适当连接时，结点136上的电压将为+5伏。如果引线102或104之一脱离连接或不工作，结点136上的电压将为0伏。这就是数字OVFLG，它被表示为状态锁存器9G-13。

心电图信号还被送入第二电路，这是带通波电路330，它包括缓冲放大器331，电阻332-333和电容器334-336，它被设计为选择性滤掉低于约0.05Hz的频率和高于约100Hz的频率。然后该信号通过陷波滤波器380去除选定的信号分量（如60Hz或50Hz）这种设计主要是为去掉来自噪音源（如电源线）的任何干扰。陷波滤波器380包括放大器381或382，电阻383a-f，电容384a-b以及用于将波器调谐到60Hz的可变电阻385a和385b。陷波滤波器380的输出与测试放大器122的输出在波形上基本上是一致的。

陷波滤波器380的输出（心电图信号）被输入限定带宽的反相放大器142，和AGC放大器140，该AGC放大器在管脚15接收限定带宽的信号，并接收位于反相放大器143的反馈回路中数-模转换器（DAC）144的模拟输入。DAC144还接收来自琐存器145的数字输入。送给DAC144的数字字由血氧计的微处理器16送入锁存器145。通过响应于诊断心电图信号DEKG的幅值而改变送给锁存器145的数字，微处理器16可调整AGC放大器140的增益，DAC144在反馈回路中被用作可变电阻。

放大器147为该信号提供一个第二增益电平，然后该信号被送入极性变换器160。极性变换器160最好是由Siliconix制造的DG201模拟变换器，该变换器被设计为当心电图信号通过适当的选通到达放大器162的反相或同相输入端而进行处理时能保持心电图信号的极性一致。微处理器16处理滤波心电图波形，检测极性，并产生一个（例如）+5伏的电压信号，该信号还由反相器161反相以便形成一个第二电压信号（例如0.0伏），它们一起形成一个逻辑字（极性，反极性）。逻辑字的电压值使极性变换器160将正在处理的心电图信号相应地选通到放大器162的适当的输入端上。放大器162的输出是诊断心电图信号DEKG，它由放大器168缓冲并送往脉搏血氧计的模-数转换器（AOC）以便微处理器16进行转换。

放大器162的输出由放大器16放大并且还送往带通滤波器170，用于选择性地通过从大约15Hz并具有一个大约20Hz的中央频率的频带。滤波信号通过电容176以便去掉在以前的放大过程中引入的任何直流电压分量，然后被输入电流电平移相器180。直流电平移相器180包括一个送往放大器182同相输入端的补偿电压Voff（最好为

5伏）和送往放大器182反相输入端的滤波信号。对Voff进行调整以便放大器182的输出处于脉搏血氧计ADC的可检测范围之内。在较佳方案中，脉搏血氧计的ADC只能检测正电压，这使直流电平移相器180成为必不可少的。在脉搏血氧计的ADC可检测具有正负电压的双极信号的情况下，可以不需要直流电平移相器。

放大器182的输出信号是滤波心电图信号FEKG，该信号由放大器186缓冲并送往脉搏血氧计的ADC用于波形分析。输出FEKG还被送给R波检测器190，它包括比较器192，阈值电压Vth（最好是+5.5伏），和数字脉冲电压Vch2（最好是+5伏的上偏压）。当滤波心电图信号 FEKG的幅值上升到输入给比较器192的反相输入端的阈值电压Vth的值之上时，比较器192产生一个代表逻辑1的数字脉冲作为其输出，具有与Vch2相等（例如+5伏）的幅值。在所有其它时间，比较器192的输出是逻辑0（例如约0伏）。Vth可由脉搏血氧计的操作者来调整，这样如果没产生R波脉冲，阈值电压（以及置信级）可被一直减少到R波脉冲发生时。另外，如果未测到R波而LDOFF信号表明应当有R波脉冲时，Vth可由微处理器来调整。R波检测器190的输出信号是检测到的R波DRW，并且，如图3中所示，每个脉冲（+5伏）代表在病人的心电图波形中发生的一个R波（逻辑1）。

参见图4a和4b，检测出的R波DRW再送往触发器280的输入端280-2。当触发器280随着信号DRW的电压从约0伏上升到Vch2检测到一个R波脉冲的上升沿时，该触发器在输出端280-1把逻辑0输出改变为逻辑1输出，并将逻辑1输出一直维持到微处理器16在清零输入端280-3清零时。清零后，触发器280在输出端280-1有一个逻辑0。触发器280的输出端被送入状态输入锁存器9G-19，在其中作为逻辑1存储并代表一个R波标志。以这种方式表明R波脉冲的存在，即使瞬时的R波信号DRW电压已返回到逻辑0。

微处理器16频繁地核对状态输入锁存器9G的每一个输入端的状况，以便找出与信号处理序列控制有关的信息。如图6（a-c）中所示出，R波标志的存在使微处理器16进行：（1）将触发器280的输出复原到逻辑0输出，由此使状态输入锁存器9G-19中的R波标志清零，这样当触发器280下一次检测到一个R波脉冲时它将恢复到逻辑1输出，和（2）或者启动非结合式心电图波形分析以确定R波的频率和规则性从而建立R波与光脉冲之间的延迟间隔（见图7），或者启动在已建立的时间间隔内对光脉冲波形的结合式搜索以分析生命信息，如氧饱和度、脉流、和脉率。

如图3中所示，诊断心电图波形DEKG包括具有标为P，Q，R，S和T信号分量的一个模拟波列。QRS部分代表心脏的心室收缩，即心跳的发生。对一般的病人，每次心跳产生一个类似的PQRST图形。滤波心电图波形FEKG也是一个模拟信号，但实质上仅包括诊断波形的R部分，因为其它分量被滤掉。R部分比其它分量更突出并有显著地大得多的斜率和幅值。滤波心电图波形FEKG的波形对应于诊断心电图波形DEKG的R波部分，而检测出的R波DRW包含一个阶跃或数字R脉冲波形，它对应于诊断心电图波形DEKG的R波部分。

动脉血搏动检测电路与N-100脉搏血氧计中的该电路相同，该血氧计由Nellcor公司（Hayward，California，U.S.A）制造并销售。

参见图1，4a，4b和图8，脉搏血氧定量法按以下方式进行。时钟70具有依次排列器个节段φ1，φ2，φ3，φ4的工作循环。时钟70与微处理器16连接，节段φ1使LED30导道，节段φ2使LED30截止，节段φ3使LED32导道，节段φ4使LED32截止。LED被依次选通，这样在一个时间仅有一个LED发光，LED被截止以允许光电检测器恢复到静态状况的测量环境光水平。由于时钟70按其工作循环工作，穿过病人108的组织的透射光由光检测器38接收。时钟70有三个信号输出A、B和P。输出A和B被输入到一个常规脉宽调制电路以使来自系统电子线路的脉宽与板164耦合，并为LED30和32建立希望的LED强度。参考强度由微处理器16建立，该微处理器为红外LED30产生强度电压V_L1并为红光LED32产生强度电压V_L2。这些参考电压按本文在别处描过的方式来调整并形成保持电路200的一部分输出。

参见图1和图5a和5b，所示为并联脉宽调制电路220和230。电路220具有输入A， A，-15伏，+15伏和V_L1。匹配放大器3E与同一电阻，门电路，和电容的网络一起使用并被示为斜波发生器以提供图8中标为“斜波”的波形。当A为逻辑1时，门2E使电路断开，本来连接到反相输入端3E-6和包括电阻R5和R7以及电容C25和C103的反馈回路上的-15伏供电将随门2E-9的接通而变为导通。这一情况将使放大器的输出的0伏到+15伏斜波上升，如图8中所示出的斜波。当A是逻辑0，或在0伏左右时，门2E-16闭合，一个-15伏供电在3E-6被输入放大器3E，反馈回路电阻R7由门2E-9开路，这样输出3E-7将处于是保持在0伏左右。在A是逻辑1的期间，信号B是逻辑0。因为脉宽调制电路230与电路220的工作相同，斜波输出3E-1将在0伏左右，只有信号B是逻辑高电平，而电路从0伏到+15伏斜波上升时除外。

输出3E-7和3E-1被分别输入到比较器4F-6和4F-2。强度电压输入V 和V被分别送入比较器输入端4F-5和4F-3，这样当斜波电压存在时，即与相应的强度电压进行比较。这样，在3E-7上的斜波电压小于强度电压V 的期间内，比较器输出4F-7将反映一个逻辑1的情况为来自电阻R72的上偏压（约+5伏）。当斜波电压大于V 时，输出4F-7将变为逻辑0，产生一个宽度对应于强度电平的脉冲。与此类似，在斜波电压3E-1小于经过电阻R73的+5伏上偏压来的强度电压V 的期间内，比较器输出4F-1将为一个大约+5伏的逻辑1。这样，4F-7和4F-1的输出脉冲宽度分别代表对V 和V 所希望的电压强度。

比较器4F-7和4F-1的输出被分别输入到与非门的输入端3F-13和3F-1。信号A被输入到与非门输入端3F-12而信号13被输入到与非门输入端3F-2。与非门3F-11和3F-3的输出被分别输入到与非门3F-5和3F-4，信号在其中被有效地结合以使输出3F-6是一个图8中所示数字波形的斜率。

输出3F-6也被输入到与非门2F的两个输入端2F-1和2F-2，而输出2F-3被输入到与非门输入端2F-4。信号LED2被输入到与非门输入端2F-5，而输出2F-6数字波形0，如图8所示。

信号“斜率”，“零”，和“相位”（后者是由时钟70产生并在图8中示出），分别由光耦合器耦合到板164上（图9a和9b中所示）。这些信号被输入接收电路800，该电路用于将包含在信号：斜率、零、相位中的脉宽信息解码并根据上述工作循环产生用于驱动红外LED30和红光LED32的电压。

参见图8，图9a和9b，信号“零”控制着交换门U18-16，该门改变放大器U11的增益。信号“斜率”控制着门U18-1，该门控制着结合放大器U11和相关电容器C6是否有输入。输出U11-1的幅值依赖于信号“斜率”的宽度。该宽度越宽，门U8-1被闭合的时间就越长。这就直接涉及放大器U11和电容C6将在多长时间内在输出端U11-1使输入信号或峰值信号相结合。这又涉及到在放大电路804中通过选定的LED产生的发射光选定强度的一个比例电流的电平。信号“零”的作用是在选定的间隔关掉放大器U11的增益，以便电压能衰减到零左右，而放大器电路804中的电流也能衰减到零左右，这样就能关闭被接通的LED并使其返回到静止状态。信号“零”还防止漏电流在结合放大器U11和相关放大器C6中引起进行的错误。信号“相位”控制着门U8-8和U8-9，该门选择

15伏或-15伏中哪一个电压将被输入到门U8-2，以便在门U8-1被信号“斜率”闭合时使该电压进一步输入到结合放大器U11。

这样，在放大器输出端U11-1的信号就提供了控制LED30和32的波形（图8中所示）。LED30和32并联连接，在放大电路804的输出端口J2-9和J2-7分别是阴极对阳极和阳极对阴极的连接。放大电路804用功率放大器U10和电流检测电阻R25将输出端U11-1的电压转换为LED驱动电流。因此，随着输出U11-1从正变成负（如由电路804所转换），一个在端口J2-9的正电流将LED30导道，LED32由偏流保持截止和开路，而一个负电流使LED32导通并使LED30开路。由于信号“零”的作用在正电流和负电流之间，LED驱动电流被切断，使LED30和LED32都截止。

由LED30和32发出的光通过病人108的组织，最好是通过一个手指。可替代的较佳组织位置可包括耳垂，鼻中隔，前额反射光和类似部位。在用反射光的情况下，最好在发光的LED与进行检测的光检测器之间安置一个光栅（未示出）以防止穿过组织的透射光成份失真。

参见图1，光检测器38接收透过病人108的组织的全部光线，这样光检测器38在时钟输出φ1期间接收红外加环境光和噪音，在时钟输出φ2期间接收环境光和噪音，在时钟输出φ3期间接收红光加环境光和噪音，而在时钟输出φ4期间接收环境光和噪音。该信号（DLS）通过前置放大器40，该放大器将光检测的电流以大约一伏每微安的比率转换为电压，还通过电容41，然后通过变压器39从电隔离的板164耦合到系统电子线路上。耦合到系统电子线路上之后（该电路本身也可被电隔离），信号由分离红光和红外光信号的并联电路处理，以便于调整处理红光和红外光信号所要求的不同增益。时钟70的输出φ1-φ4控制着同步检测器的门电路以便将复合信号DLS分离为红外光信号IRLS和红光信号RLS并将信号IRLS和RLS送往并列的放大器41和42。并列同步检测器43和44还能利用一个低时间常数滤波器将纯环境光和噪音信号倒相，再将它们与相邻的LED光加环境光和噪音信号相加以减掉环境和噪音信号分量。然后这些滤波信号通过并列低通滤波器45和46以消除切换频率和噪音。信号Va和Vb被送往血氧计的ADC进行数字化，并且还通过并例补偿放大器47和48以减去直流偏压部分并将保留的电压信号放大。补偿放大器47、48增加了交流电压信号分量进行数字变换时的分辨率。输出Va和Vb还送往血氧计的ADC进行模-数转换。

参见图5a和5b，对处理信号DLS的系统电子线路进行详细描述。信号DLS通过在前端印刷线路板164上的变压器39进行耦合并在接线带J1的管脚10上进入系统电子线路。如时序图中所示（见图8中标为“光电流”的部分），信号DLS包括光检测器38对红外LED30和红光LED32的时序响应。信号DLS由对耦放大器1k的一半来放大。

放大器1K的输出被连接到并列双路同步检测器43和44形成的交换元件2H的四个模拟开关上，该同步检测器将光检测器38检测的红外和红光脉冲分离并消除降低频噪音和直流偏移电压。当时钟70通过其工作循环时，第一模拟开关2H-10在状态φ1期间闭合，使通过检测器通道43和放大器2K-1的前置放大信号DLS耦合，放大器2K-1具有由电阻R33和R34形成的约为-1的增益。在状态φ期间，第一开关2H-10断开而第二开关2H-7闭合以使放大器2K-1有大约φ1的增益，其中它主要是作为由电阻R34开路而电阻R33形成反馈回路的一个电压输出器。在状态φ3和φ4期间，红光LED32导通并截止，而对第二检测器通道44和放大器2K-7发生一个类似的切换。检测放大器2K-1和2K-7的输出将因此在50%的工作循环中有效，其中一半是反相而另一半是同相。任何直流或低频电压将由两个相邻的反极性脉冲所抵消，同时仅在两个时间状态之一中存在的光检测器信号DLS将由一个约为0.25的有效增益放大。

放大器2K-1和2K-7的输出（分别为IRLS和RLS信号），被送入匹配的低通滤波器45和46，该滤波器仅通过低于10Hz左右的频率并且有放大器3K-1和4K-1，以及3K-7和4K-7，以便为信号IRLS和RLS提供约为4的相应增益。这些滤波器去掉大约2千赫的切换分量并滤掉任何高频噪音。

用于处理心电图的信号和光信号的信号处理装置包括一个编程微处理器，如Intel 8085 A。该装置的基本功能将给予说明以便于理解，而形成本发明的改进部分将给予详细说明。

参见图1，该信号处理装置包括微处器16，数据总线17，RAM19，ROM18，锁存器23，比较器52，模拟多路连接器50，保持电路200，1724，选择存锁器21，数字锁存器22，和显示器20，每一部件都连在总线17上因而受微处理器16的控制。数据总线17连接进入和出自微处理器16以及每一部件的数字信息。选择锁存器21，数字锁存器22和显示器20全与被检测血液成分量的一个较佳数字显示有关（如光脉冲速率和氧饱和度）。

信号处理装置的功能是将来自光信号检测器和心电图检测器的的模拟信号独立地转换为数字信号用于随后的波形分析。波形分析由微处理器16，ROM18和RAM19控制。

图6（a-c）是关于光信号和心电图检测系统的信号处理。血氧计的微处理器对光信号进行计算并根据以下方法确定氧饱和度和脉率。

本发明的一个较佳实施方案在微处理器16中结合了用于处理心电图信号并显示计算出的心电图脉率的装置，利用处理光信号的同一模-数转换电路将模拟的诊断心电图信号DEKG红滤波心电图信号FEKG转换为数字心电图信号。参见图5a和5b，模拟多路连接器50是对脉搏血氧计ADC的输入，它包括两个模拟多路连接器5G和6G。光脉冲信号Va′，Vb′，Va和Vb被连接到多路连接器5G的管脚13，14，15和12上。根据该改进装置，诊断心电图信号DEKG被连接到多路连接器6G的管脚15上面滤波心电图信号FEKG被连接到多路连接器6G的管脚12上。

为了将任何模拟输入转换为数字信号，微处理器16必须经过总线17向两个多路连接器5G，6G的管脚9，10和11输入一个三位字，以此对模拟多路连接器5G和6G的适当通道进行寻址。微处理器程序的构成要允许对Va，Vb，Va′和Vb′以外的心电图信号DEKG，FEKG进行模-数转换，并在RAM19中适当地存储数字信号。

参见图4a，4b，5a和5b，微处理器16通过选择应被转换的输入并在锁存器8H和9K中装入一个数字字使模拟信号转换为数字信号。锁存器8H和9K存储送到数-模转换器（DAC）8K的输入端上的数字字，该转换将数字转换为模拟信号。信号DAC被送入比较器5H的管脚2。比较器5H在管脚3的其它输入是来自多路连接器50的模拟信号，是由微处理器16选来进行转换的。当由DAC8K提供的模拟信号超过由多路连接器50提出的模拟值时，比较器5H的输出DACMP为逻辑1。使DAC8K产生出的模拟电压小于多路连接器50给出的模拟电压的数字字将使比较器5H的输出DACMP变为逻辑O。输出DACMP被输入图4b所示的状态锁存器9G-17，该锁存器由微处理器16以每秒57周的速率采样，当微处理器检测到逻辑O时，存储在图6的锁存器8H和9K中的字代表模拟信号的数字值显示由微处理器16存入RAM19的存取地址内用于以后的处理。

与心电图信号处理相关，在适当的软件控制下微处理器16分析存储的数字字并计算心电图波形的幅值。通过改变送给DAC144的数字-字，该幅值被用于控制AGC放大器140，这样输出DEKG和FEKG将落入用于处理这些信号的电子线路的电压范围界限之内并与其兼容，而不会丢失包含在其中的任何有意义的信息。启始或非结合条件包括光脉冲的独立和连续的处理，以计算并显示氧饱合度和脉率，与此同时，连续地处理心电图波形DEKG，FEKG和DRW。当一定条件存在时，在状态输入锁存器9G和微处理器16的内部设立标志，表明随后应是什么操作。

参见图4a，4b，5a和5b，微处理器16以每秒57周的速率定期检索状态输入锁存99G，根据本发明，输出DRW通过触发器280也输入到状态锁存器9G中。这样，当检测的R波DRW是逻辑1时，微处理器检出该1状态并根据该状态选择下一操作。该操作可以是顺序发生的以下事件之一。在启动条件下检测到R波时，微处理器16将触发器280输出的280-1清理为逻辑O，在与心电图输出DRW相关的输入端9G-19将状态输入锁存器清零。在这第一处理级上，微处理器16开始用时钟70从检测到R波脉冲到状态输入锁存器9G中发生下一个逻辑1时对时间周期进行计算。根据该周期，本改进血氧计显示出脉率。在对几个时间周期求平均数并建立了一个规则的心电图脉率之后，微处理器16将改变到第二处理级上去。

检测到R波脉冲后，微处理器16将开始把通过分析数字光信号而独立确定的一个脉冲与检测的R波脉冲相互联系而求出它们之间的时间周期，以便建立光脉冲可能发生的时间窗口。在该第二级上，脉搏血氧计仍然计算和显示检测到的R波脉冲之间的时间周期或脉率。

建立起一个时间窗口后即达到处理的第二级。在检测R波脉冲时，微处理器16启动该时间窗口以便在R波脉冲发生后的时间窗口内只对检测到的光信号进行判别以决定接受或否定其在计算和显示生命测量值（如氧饱和度，脉流和脉率）时的应用，对测量脉冲的判别是联系一个预先选定的置信因数做出，该因数与光信号的质量相关。光信号的质量越高，记录的脉冲规律与检测脉冲之间的相关性就越好。置信水平可由微处理器自动设定，或者可由该改进血氧计的操作者调整。微处理器16将否定任何发生在时间窗口以外的检测脉冲。对于指尖血氧剂探头，一个或年男性的典型时间窗口可以是在R波发生之后大约50毫秒加或减10毫秒。

在同一时间窗口内即使该时间窗口还没有结束，血氧计也将否定检测到一个光脉冲之后再检测到的任何附加脉冲。

然而，如果在一个开放的时间窗口内未检测到光脉冲，微处理器16将对给定数目的连续检测R被脉冲（如3个）的时间窗口期间内，用降低的标准继续搜索光脉冲，在此之后它继续用降低的标准进行搜索。在一个给定的期间后（如10秒）仍未检测到光脉冲时，微处理器16将对光信号和心电图信号恢复独立的或非结合的处理，使脉搏血氧计返回起始状态。因此，如果血氧计不能建立或维持R波和光脉冲之间可靠的相互联系，波形将被独立的处理，最好有一个显示来表明血氧计将心电图和光信号数据相结合并以此计算血液成份量。在达到处理的第三级之后，丢失心电图或光脉冲信号时均将进行报警并使程序返回到起始状态。

整个运行已给予描述，参见徒6a，6b和6c，其中显示出描述了软件计算的流程图。图6a中，在600用心电图引线接收的电信号开始R波确定程序，并在601计算前一个检测到的R波与现存R波之间的周期RRPER。在602，从以前的R波和现存的R波计算平均周期的规律并在603将601确定的周期RRPER与该平均周期的规律相比较。在604，如果RRPER与该规律不对应，则程序转移到613，在613触发器280的R波（或心电图标志）被复原而程序退出以等待另一个R波。如果在604 RRPER与该规律相对应，则在605启动一个计时器以测量从R波发生到光脉冲发生之间的周期。在606，根据连续的R波计算输出HR（心电图的心率）。在607，系统询问一个R-R周期的序列是否已经同步（心电图同步）。如果不同步，则系统通过在609将输出HR与一个预先选定的心率进行比较而对报警进行核对，如果输出HR过低则发生警报，如果心电图同步但在608光脉冲对光脉冲的序列不同步，则在609将输出HR选去显示，然后在610对报警进行核对。然而，如果光脉冲在608同步，则系统在610仅对报警进行核对，只有当心电图同步而光脉冲不同步时，并且如果通过与该规律相比R波看起来象是个有效R波，则在611用新R波更新该规律。规律更新后，系统本身在612被更新（超时）以维持同步。如果在5′秒的期间超时仍未被更新，则失去了心电图同步并且必须开始建立新的规律。

参见图6b，该流程图是用于处理数字光脉冲信息以使光脉冲送到第三级（在图6c中示出）系统程序。系统在644通过连续地判别来自检测到的数字光信号中的数据而开始。在645首先判别该数据与信号处理过程的兼容性。如果该数据的电特性值超出或不足，即超出了电路的电压范围，则系统在646退出该程序，并且调整LED强度以相应地校正电特性值。当该数据兼容时，下一步判别最大的信号。在651确定并保留一个相对最大值。将下一个值与保留值相比较，如果它是一个新的最大值则代替原值保留在651。发现的值不是一个新的最大值时，则在650设立一个最大值标志。此后，系统绕过最大值部分648-652而判别随后接收的数据，仍用连续的比较在653发现最大斜率。发现最大斜率时将其保留在658并在656设立斜率标志。此后，绕过最大值和斜率计算对随后的数据进行判别以便在659-662找出与脉冲末端对应的最小值。当找到最小的一个最小值时，将它保留在661并将658保留的斜率值与一个预先建立的最小阈值相比较以便在663确定它是否足够大以成为一个可能的光脉冲。如果它不够大，则在664否定该脉冲，在665将659和656设立的标志都复原而该程序在644开始处理下一个可能的脉冲，如果斜率足够大，则在667将脉冲系数，最大值、最小值、和斜率保存在存储器中以便由第三级处理用于判别可能的脉冲。然后计算从R波到可能的脉冲之间的时间延迟。此后，在669设立数据标志向第三级表明有一个需要判别的可能的脉冲，最大值和斜率标志在670复原，而程序再次开始处理随后的数据，寻找与可能的脉冲对应的新的最大值。

参见图6c，所示为计算饱和度测量值的第三级软件。通过在数据标志设立之后输入一个可能的光脉冲并查询是否存在心电图同步（即是否已建立一个规则的心电图周期）使系统启动。如果尚未建立一个数据标志，则系统在617退出程序。如果还不存在心电图同步，则由微处理器独立于心电图处理光脉冲信号（如同在设有心电图功能的Nellcor N-100型血氧计中所进行的那样）绕过在616对R波是否存在进行的查询。

如果存在心电图同步但未发生R波，则系统在617退出而不处理该脉冲。如果存在心电图同步并且发生了一个R波，则由微处理器按下述方式处理该脉冲。对LED强度进行判别以确定是否必须在618进行调整。根据适当的信号强度所要求的最小LED强度核对复原的系统增益以确定是否要求调整。然后根据以前的平均周期、幅值和比率在620计算光脉冲的规律。然后系统在621询问心电图装置是否工作正常。如果它工作正常，则对最近的前四个脉冲计算R波与随后的光脉冲之间的平均时间周期以便在622给出时间窗口。然后在623分析脉冲波形以确定它是否是一个重脉凹陷而不是一个真正的光脉冲。一个重脉凹陷或其它人为现象的下降斜率可被误解为一个光脉冲，但一般其脉冲幅值小于一个真正脉冲的幅值的一半。如果在624确定该脉冲为一个凹陷或人为现象，则系统在625退出并处理下一个出现的脉冲。如果未确定为一个凹陷，则在626进行分析的确定它是否是一个脉冲。

假设心电图同步，则由系统确定是否满足两个标准。第一，时间延迟是否落入以上计算的时间窗口之内。如果未落入，微处理器否定该脉冲，第二个检验标准是，比率是否在可接受的范围之内。只有当该脉冲使两个标准都满足时，脉冲才被接受并进行饱和度的计算。

如果心电图不同步，则比较时必须提供三个因素（〈1〉脉冲周期，〈2〉幅值，〈3〉比率）之中的任何两个是有利于该脉冲作为被接受的脉冲而通过。例如，脉冲和周期、周期和幅值、脉冲和幅值、或三个全有。如果接受该脉冲，则在628计算氧饱和度。

系统开机（接通电源）后，或超时报警（在10秒的期间内未发现有效光脉冲）后，必须发现一系列一致的脉冲以便在氧饱和度送往显示器之前产生一个光脉冲规律。这样，如果在629不存在光脉冲同步，在630就不会产生饱和度显示。所有的光脉冲（已接受的和未接受的，但不包括作为人为现象的被否定的脉冲）都在631-643进入计算程序部分。如果心电图不同步，则必须存在一个脉冲至脉冲的周期，幅值或比率，以便在632进行光信号的心率（OHR）计算。如果心电图或光脉冲中有一个是同步的，则将632进行的心率计算在634显示。如果不存在同步，则不显示OHR。在635-643，系统对脉冲判别的状态进行判别，即：已开放一个时间窗口后是否应继续对信号进行处理。如果过去存在心电图同步并发现了一个好的脉冲，或时间窗口的期间已经过去，则关闭时间窗口直至其由于检测到下一个R波而被打开时为止。

在较佳实施方案中，所测量的血液成分是病人血液的氧饱和度。氧饱和度的计算是根据由红光测到的脉冲与由红外光测到的脉冲相比较的比率按照以下公式进行：

饱和度＝100%× (BR2-R（BR1）)/(R（BO1-BR1）+BR2-BO2)

其中：

BO1是在光波长1（红外）时氧合血红蛋白的光衰减系数。

BO2是在光波长2（红光）时氧合血红蛋白的光衰减系数。

BR1是在光波长1时还原血红蛋白的光衰减系数。

BR2是在光波长2时还原血红蛋白的光衰减系数。

光波长1是红外光

光波长2是红光

R是波长2对波长1的光密度之比

按下式计算：

R＝ (ln[Imax2/Imin2])/(ln[Imax1/Imin1])

其中

Imax2是的光波长2透射的最大光

Imin2是的光波长2透射的最小光

Imax1是的光波长1透射的最大光

Imin1是的光波长1透射的最小光

如本领域内的熟练人员所知，不同的光衰减系数可由实验研究来确定。为了便于计算，比值的自然对数可用自然对数的泰勒展开序列来计算。

在一种变通的实施方案中，微处理器程序可利用检测到的R波脉冲与光脉冲之间的关系而无须首先确定脉冲序列。在该实施方案中，微处理器16检索状态输入锁存器9G，当检测的R波为逻辑1时，无论R波脉冲的频率如何，都对检测到的R波脉冲之后的光信号进行分析。通过比较多个R波脉冲之后的光信号，微处理器16将表现光信号的脉冲检测与这样一个检测脉冲在检测到的R波脉冲之后的时间周期相互联系。

参见图2a和2b，心电图前端印刷线路板示意图示出一个呼吸监测器部分，它可与增加了心电图的血氧计一起使用。呼吸监视器被设计为用一压敏传感器通过测量压力变化来检测呼吸或胸壁运动。该传感器可以是（例如）气动式传感器如Grasby Dynamics压力膜传感器，或者是固定在病人胸部作为可变电阻起作用的硅橡胶的充有液汞的管。对于一个气动式传感器，无论其如何设计，在胸部呼吸运动过程中产生的微小压力变化被传送给一个压力传感器，（如一个Sensyn LX0503A型桥式压力传感器）以转换为一个电压信号。桥输出信号（或其它电压信号）被连接到具有最好超过100的标定增益因数的差动放大器1A上。放大器1A的输出须交流耦合以去掉低于0.07HE的频率，然后由放大器1B缓冲。然后信号通过具有约5HZ的标定截止频率的低通滤波器A和1B。低通滤波器的输出进一步放大并交流耦合到第一缓冲放大器1D上，在该点上信号进入第二放大器1D以产生呼吸电压Vresp，它是胸壁运动的一个模拟波形。从第一放大器1D输出的信号还通过阈值检测器1E，该检测器将呼吸波形的幅值与一个参考阈值电压相比较，后者可以是固定的或由微处理器调整。呼吸波形的幅值大于参考阈值时，检测器的输出被提为

5伏。该

5伏由反相器2A反相以产生与呼气相对应的数字脉冲RSPTRG。然后RSPTRG在状态锁存器9G-11与血氧计的电子线路耦合。

呼吸活动对监护器很有用，因为（例如）很多婴儿和小孩有呼吸问题并在睡觉时发生呼吸障碍。监测胸壁呼吸可查出这种障碍或呼吸停止。在较佳实施方案中，微处理器产生一个呼吸规律并建立呼吸规律的模型。以后，如果在一段时间（如15秒）未检测到呼吸，则可启动报警。与增加了心电图的血氧计结合监测呼吸活动可在睡眠中病人血流特性下降时确定下降的原因是否是由于呼吸异常，呼吸停止，或其它原因。

Claims

1、一种利用从被检测血流中计算血液成份量的一个装置在病人身体组织上通过对可包括动脉搏动和人为现象在内的血液流动进行光学检测从而测出病人的光脉冲的改进方法，其特征在于：

对病人心跳的发生进行检测；

将心跳的发生与由血氧计检测的光脉冲进行互相联系；和

通过利用已确定的相互联系和一个检测到的心跳来确定一个检测的脉搏是否可能是一个被检测的动脉搏动。

2、权利要求1的方法，其特征在于：

对心跳发生进行的检测进一步包括对病人心电图波形一个选定部分的发生进行检测。

3、权利要求2的方法，其特征在于：

病人心电图波形的该选定部分是R波部分。

4、权利要求2的方法，其特征在于，将心电图波形选定部分的发生与光脉冲检测进行的相互联系进一步包括：

确定心电图波形选定部分发生之后有可能检测到一个动脉搏动的时间周期;和

确定一个光脉冲或者是一个第一脉冲，在心电图波形选定部分发生之后的已确定时间周期内检测到该光脉冲时它可作为一个动脉搏动被接受并用于处理;或者该光脉冲是一个第二脉冲，在心电图波形选定部分发生之后的已确定时间周期之外检测到该光脉冲时它不能作为一个动脉搏动被接受并用于处理。

5、权利要求4的方法，其进一步的特征为：

从在确定的时间周期内进行光检测的血流部分中计算出血液成份的量。

6、用于检测病人光脉冲的改进装置，它具有在肌体组织上对包括动脉搏动和人为现象在内的血液流动进行光学检测的装置，其特征为：

用于检测病人心跳的装置;

将光检测的动脉搏动与心跳的发生进行相互联系的装置;和

确定被检测的脉冲是否可能是一个动脉血搏动的装置，所述确定装置响应于光检测的动脉搏动和检测到的心跳。

7、权利要求6的装置，其特征在于，

检测心跳的装置进一步包括：

以心电图波形的形式检测病人心电活动的装置;和

对心电图波形进行滤波和处理以检测出心电图波形的一个选定的分量的电路装置，以此使选定分量的发生代表一次心跳的发生。

8、权利要求7的装置，其特征在于：

心电图波形的选定分量是R波分量。

9、权利要求7的装置，其特征在于：

进行相互联系的装置建立起一个时间周期，一个光检测的动脉血搏动有可能在心电图波形的一个选定分量发生之后的该周期内，而进行确定的装置通过确定检测到脉冲是在已建立的时间周期内发生从而肯定检测到的该脉冲可作为一个动脉搏动被接受。

10、权利要求9的装置，其进一步的特征为：

用于确定血液成份的量和心率的装置，该装置响应于在已建立的时间周期内光检测的血流。

11、一种从病人身体组织的血流中用光电方式检测血液成份量的方法，该方法利用一个将光线透射过身体组织的装置检测出透射光的量并将其从具有动脉搏动和人为现象的模拟血流信号转换为数字信号，对该数字信号进行数字处理以检测动脉搏动并确定动脉搏动的速率和在动脉血中存在的一个或多个血液成份的量，其特征在于：

在具有对应于心跳的选定分量的一个心电图波形中检测病人心脏的活动;

将心电图波形转换为一个数字心电图波形该数字波形中具有与每次发生的心电图波形选定分量相对应的一个数字心脉冲，确定数字心脉冲的速率，将数字心电图波形和数字心搏速率与动脉搏动速率相比较以建立动脉搏动跟在心电图波形的选定部分发生之后的时间周期，以此作为一个选定部分发生之后一个动脉搏动可能被检测到的时间周期;和

在此之后对在已建立的时间周期内检测到的数字信号进行数字处理以确定一个动脉搏动速率和在血液中存在的一个或多个血液成份的量。

12、权利要求11的方法，其特征在于：

根据已确定的心率，在一个选定数目的心跳应当已经发生的一段时间内未检测到数字心脉冲时，重新开始所有数字信号的处理。

13、权利要求12的方法，其特征在于：

在一个选定数目的时间周期中未检测到一个动脉搏动时重新开始所有数字信号的处理。

14、权利要求1到5，11到13当中任何一个权利要求的方法，其特征在于：

测量血液成份量的方法进一步包括测量动脉血中血红蛋白的氧饱和度。

15、一种通过对具有动脉血搏动和人为现象的血流以数字信号的形式进行光学检测从而测量病人身体组织中血液成分量的改进了的无创伤式装置，其中包括一个微处理器，该装置的特征在于：

与病人进行电连接的心电图引线;

检测病人心电活动波形并产生一个数字波形的心电图电路装置，该数字波形具有与心电活动波形中一个选定部分的发生相对应的一系列数字心脉冲，该心电图电路装置与心电图引线进行电连接;

表明心电图波形选定部分发生时间的状态输入装置，所述状态输入装置与微处理器相联并响应于心电图电路装置数字波形，这样每次数字心脉冲都使状态输入装置表明心电图波形的一个选定部分已经发生;

响应于心电图电路装置计算心电图脉率的心电图信号处理装置;

具有以下功能的装置，该装置对几个数字心脉冲进行数字信号和数字心搏的分析，确定动脉血搏动跟在心电图波形选定部分之后的典型时间周期，并确定一个在数字心搏发生之后的时间周期作为有可能发现一个代表动脉血搏动的数字信号的期间，上述装置与微处理器和心电图信号处理装置相连;和

防止微处理器对数字心搏发生之后在已确定的时间周期内检测到的数字信号之外的其它数字信号进行分析的程序中断装置，上述程序中断装置响应于该时间周期和数字波形，这样心率和血液成份量的计算将根据已确定的时间周期内检测到的血流部分而进行。

16、权利要求15的装置，其进一步的特征为：

一个与微处理器相连的第一复原装置，在一选定数目之后，该装置使微处理器对所有的数字光信号进行分析。

17、权利要求15的装置，其进一步的特征为：

一个与微处理器相联的第二复原装置，在根据已确定的心率应当发生一个选定数目的心跳但未检测到数字心搏之后，该装置使微处理器对所有的数字信号进行分析。

18、权利要求15的装置，其特征在于，

心电图系统电路装置进一步包括：

一个自动增盖控制放大器，该放大器具有反馈回路中的一个可控制的可变电阻，用于放大心电活动波形并调整自动增盖控制放大器的增益;

一个极性切换装置，用于使输入到该切换装置的心电活动波形不进行反相或进行反相，以便维持从该切换装置输出的信号极性一致;

一个带通滤波器，用于选择性地通过心电活动波形中15和40Hz之间的频率，由此仅允许心电图波形的选定分量的频率通过;和

心电图模-数转换装置，该转换装置为心电图电路装置提供数字信号输出以便由微处理器处理。

19、权利要求15的装置，其特征在于，

心电图电路装置进一步包括：

一个比较器，具有一个可调参考信号和心电活动波形作为其输入，并具有一个数字心搏波形作为其输出，以及一个比较装置，用于将心电活动波形与一个选定的参考信号相比较，这样当心电活动波形的选定部分对应于参考信号时，产生一个数字心脏冲;

一个连接到比较装置输出端的双稳电路装置，具有一个第一状态，一个第二状态，和一个复原操作，第一状态发生在由状态输入装置引起的表明发生了心电图波形选定部分的一个数字心脉冲发生时，第二状态发生在选定部分未发生而双稳电路装置已被复原时，在状态输入装置中检测到选定部分的指示时由微处理器启动复原操作，从而将双稳电路装置的输出从第一状态改变到第二状态。