RU2696242C2 - Способ и устройство для оптической регистрации изменений ткани с повышенной точностью - Google Patents

Способ и устройство для оптической регистрации изменений ткани с повышенной точностью Download PDF

Info

Publication number
RU2696242C2
RU2696242C2 RU2016150713A RU2016150713A RU2696242C2 RU 2696242 C2 RU2696242 C2 RU 2696242C2 RU 2016150713 A RU2016150713 A RU 2016150713A RU 2016150713 A RU2016150713 A RU 2016150713A RU 2696242 C2 RU2696242 C2 RU 2696242C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
optical
wavelength
signal
optical radiation
tissue
Prior art date
Application number
RU2016150713A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2016150713A (ru
RU2016150713A3 (ru
Inventor
Олаф Томас Йохан Антони ВЕРМЁЛЕН
Кристиан Николае ПРЕСУРА
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2016150713A publication Critical patent/RU2016150713A/ru
Publication of RU2016150713A3 publication Critical patent/RU2016150713A3/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2696242C2 publication Critical patent/RU2696242C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A61B5/02427—Details of sensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02438—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate with portable devices, e.g. worn by the patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A61B5/02427—Details of sensor
    • A61B5/02433—Details of sensor for infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A61B5/7214—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using signal cancellation, e.g. based on input of two identical physiological sensors spaced apart, or based on two signals derived from the same sensor, for different optical wavelengths
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7228—Signal modulation applied to the input signal sent to patient or subject; demodulation to recover the physiological signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A61B2562/0238—Optical sensor arrangements for performing transmission measurements on body tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к способу и устройству для измерения сигнала изменения ткани (например, сигнала фотоплетизмографии (ФПГ)) без значительного смещения постоянного тока или низкочастотного (НЧ) смещения, которое обычно ограничивает точность датчика за счет артефактов движения и/или требования к динамическому диапазону. Предложенное решение основано на отделении сигнала ФПГ от указанного искажения. Это может быть достигнуто путем создания модулированного сигнала ФПГ или путем создания разностного сигнала ФПГ, а также оптимизированной конфигурации датчика, который выполнен с возможностью удаления компонентов постоянного тока или НЧ компонентов. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 14 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Изобретение относится к способу и устройству для оптической регистрации изменений объема ткани, например с оптическим получением плетизмограммы, но не ограничено этим.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Фотоплетизмография (ФПГ) представляет собой оптическое получение плетизмограммы, позволяющей измерять изменения объема ткани. ФПГ часто касается изменений объема крови, поэтому ФПГ иногда может интерпретироваться как ФПГ объема крови.
Известный основанный на отражении датчик ФПГ осуществляет мониторинг перфузии крови до дермы и подкожных тканей кожи посредством измерения поглощения при конкретной длине волны. Помимо света, поступающего из крови, имеет место обнаружение значительно большей части, поступающей из ткани и/или сгустков крови.
На фиг. 1 изображены две традиционные типичные формы выполнения ФПГ. На части фиг. 1 слева изображен пример осуществления с отражением с оптическим передатчиком 10 (например, светоизлучающим диодом (СИД или LED), лазерным диодом и т.д.) и оптическим приемником 20 (например, фотодетектором, фотодиодом, фототранзистором и т.д.). Свет, излучаемый оптическим передатчиком 10, отражается от участка кожи кончика 100 пальца пациента или пользователя и затем принимается в качестве сигнала ФПГ оптическим приемником 20. На части фиг. 1 справа изображен пример осуществления с пропусканием, при котором свет, излучаемый оптическим передатчиком 10, пропускается через участок кожи уха 110 пациента и затем принимается в качестве сигнала ФПГ фотодетектором 20, выступающим в качестве оптического приемника.
Сигналы ФПГ содержат очень небольшой компонент сигнала переменного тока (то есть собственно плетизмограмму) наряду с очень крупными нежелательными смещениями, которые обычно неверно называют сигналом постоянного тока. Как правило, это смещение постоянного тока содержит низкочастотный (НЧ) компонент, состоящий из большой части светового излучения обратного рассеяния, которое не является исходящим от крови пациента или пользователя, окружающего света (при отсутствии фильтрации), а также изменений этих двух компонентов, обусловленных, например, движением. Частотные компоненты НЧ компонента могут иметь такую же частоту, что и подлежащий измерению сигнал переменного тока, исключая, тем самым, какую-либо фильтрацию частотной области. Таким образом, традиционный датчик ФПГ, как правило, измеряет оба сигнала одновременно и использует алгоритмы обработки сигналов для разделения различных компонентов.
К сожалению, вышеуказанные компоненты сигнала ФПГ приводят к сужению используемого динамического диапазона, поскольку большая часть разрешающей способности обработки сигналов (например, аналогово-цифрового преобразования (АЦП) и т.д.) теряется при дискретизации нежелательных компонентов постоянного тока и НЧ компонентов.
Более того, движение привносит значительные изменения в нежелательные компоненты постоянного тока и НЧ компоненты, что приводит к серьезным проблемам из-за артефактов движения. В связи с указанным, в традиционных датчиках ФПГ для подавления артефактов используются дополнительные датчики движения (например, трехмерные (3D) акселерометры, или дополнительные оптические датчики), что приводит к усложнению сенсорных устройств ФПГ.
Традиционные предложения по преодолению вышеуказанных проблем в основном основаны на измерении текущих движений и компенсации измеренного сигнала ФПГ (с надеждой, что он содержит такие же артефакты движения) на основании некоторого заданного алгоритма корреляции. В большей степени, 3D-акселерометры были рассмотрены в качестве подходящих датчиков движения, однако также было предложено использование дополнительных датчиков псевдо-ФПГ. Эти датчики псевдо-ФПГ используют, например, инфракрасную (ИК) длину волны (причем известно, что на ней поглощение кровью (почти) отсутствует), но присутствует в ткани кожи. Таким образом, эти датчики псевдо-ФПГ измеряют некоторый тип артефакта движения, который используется для компенсации нежелательных артефактов движения в текущем датчике ФПГ. Проблема с компенсацией данного типа заключается в том, что чем сильнее второстепенная длина волны сигнала псевдо-ФПГ отличается от первичной длины волны текущего сигнала ФПГ, тем существеннее являются отличия в оптических параметрах ткани, через которую проходит свет. Например, ИК-свет будет проходить намного глубже в ткань, чем более короткая первичная длина волны. Таким образом, «движение», обнаруженное или зарегистрированное вторичной длиной волны сигнала псевдо-ФПГ, основано на существенно отличающемся объеме, чем таковое первичной длины волны текущего сигнала ФПГ. Это требует дополнительной компенсации, тем самым увеличивая сложность.
Кроме того, компенсация с использованием 3D-датчиков обладает недостатком, заключающемся в том, что они являются дорогостоящими, относительно крупными и используют дополнительный ток питания. И в этом случае также должны осуществляться сложные алгоритмы компенсации, требующие больших мощностей обработки.
Таким образом, в традиционных датчиках ФПГ нежелательные компоненты постоянного тока и НЧ компоненты удаляют посредством подходящей обработки сигналов после аналого-цифрового преобразования. Следовательно, традиционный датчик ФПГ, как правило, измеряет оба сигнала одновременно и использует алгоритмы обработки сигналов для разделения различных компонентов.
В качестве другого примера традиционных датчиков ФПГ, в US2003/036685 описана система мониторинга физиологических сигналов, в которой для предоставления двух различных функций используются два датчика ФПГ с источниками оптического излучения. Во-первых, они используются в качестве датчика SpO2, в котором две разделенные длины волны (красная и инфракрасная) используются для оценки насыщения гемоглобина (Hb) кислородом (т.е. SpO2). При одной длине волны (880 нм) коэффициенты поглощения практически равны, а при другой (658 нм) коэффициенты поглощения существенно отличаются. Во-вторых, они используются в качестве датчиков скорости распространения пульсовой волны, основанных на взаимной корреляции между двумя выходными сигналами.
РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Целью настоящего изобретения является разработка улучшенного подхода для измерения изменений объема ткани, благодаря которому становится доступным больший динамический диапазон сигналов ФПГ и можно избежать дополнительных алгоритмов обработки сигналов для компенсации нежелательных компонентов постоянного тока и НЧ компонентов на стороне приемника.
Данная цель достигается за счет устройства, заявленного в пункте 1 формулы изобретения, и за счет способа, заявленного в пункте 15 формулы изобретения.
Соответственно, предложены один или более источников оптического излучения с конкретными длинами волн, расположенными в более крутой части кривой поглощения желаемого вещества (например, крови), и, таким образом, с существенным образом отличающимися значениями поглощения , подлежащего измерению, два или более детекторов оптического излучения и по меньшей мере один фильтр, обеспечивающий удаление нежелательных смещений постоянного тока или НЧ смещений перед усилением и аналого-цифровым преобразованием и, тем самым, уменьшающий необходимость в обработке сигналов и специальных электронных устройствах. Для меньшей обработки требуются более дешевые микропроцессоры и меньшее потребление энергии, благодаря чему уменьшается сложность и удельная норма расхода материалов, а также увеличивается срок службы батареи. Более того, отсутствует необходимость в дополнительных датчиках, что дополнительно уменьшает затраты, сложность и ток питания, в то же время увеличивая точность сигнала. Поскольку в изобретении удаляются сигналы движения, устраняются артефакты движения (или по меньшей мере в значительной степени подавляются).
В соответствии с первым вариантом, предложен модулятор для модулирования амплитуд первого и второго оптических сигналов, сдвинутых по фазе, на заданной частоте, в котором по меньшей мере один фильтр содержит конденсатор или контур восстановления постоянного тока для удаления компонента постоянного тока, как нежелательного компонента указанных первой и второй частей. Таким образом, нежелательные компоненты постоянного тока и НЧ компоненты могут быть удалены посредством простого включения и выключения первого и второго оптических сигналов и фильтрации компонента переменного тока выходного сигнала детектора. Более конкретно, нежелательный сигнал смещения также будет модулироваться, но его амплитуда модуляции будет значительно меньше или снижена (ввиду упомянутых отличий уклона или крутизны характеристики).
В соответствии со вторым вариантом, который может быть объединен с первым вариантом, первая и вторая длины волн выбраны из желтой или голубой областей спектра длин волн.
В соответствии с третьим вариантом, который может быть объединен с первым или вторым вариантом, предусмотрен дополнительный модулятор для модулирования амплитуд первого и второго оптических сигналов на дополнительную заданную частоту, которая отличается от указанной заданной частоты, для того, чтобы нарушить баланс интенсивностей первого и второго оптических сигналов и получить компонент движения в первой и второй частях. Этим обеспечивается преимущество, заключающееся в том, что предложенное сенсорное устройство также может использоваться в качестве датчика движения.
В соответствии с четвертым вариантом, который может быть объединен с любым из вариантов с первого по третий, по меньшей мере один фильтр содержит первый полосно-пропускающий фильтр для фильтрации первой длины волны и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на первый детектор оптического излучения по меньшей мере одного детектора оптического излучения, и второй полосно-пропускающий фильтр для фильтрации второй длины волны и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на второй детектор оптического излучения указанного по меньшей мере одного детектора оптического излучения, причем устройство может быть выполнено с возможностью вычитания друг из друга электрических выходных сигналов, сгенерированных первым и вторым детекторами оптического излучения, для подавления нежелательного компонента. Ввиду того, что первый и второй электрические выходные сигналы вычтены, нежелательные компоненты постоянного тока могут быть подавлены, а желаемый компонент переменного тока, сгенерированный конкретной характеристикой поглощения подлежащего измерению вещества (например, крови), может быть извлечен на самой ранней стадии обработки перед усилением и последующей обработкой сигнала.
В соответствии с пятым вариантом, который может быть объединен с любым из вариантов с первого по четвертый, указанный по меньшей мере один источник оптического излучения содержит первый источник оптического излучения для генерирования первого оптического сигнала и второй источник оптического излучения для генерирования второго оптического сигнала, причем указанное устройство дополнительно содержит контур обратной связи для управления первым и вторым источниками оптического излучения при обнаружении остаточного количества нежелательного компонента. Таким образом, любое нарушение баланса между первым и вторым оптическими сигналами может быть автоматически откорректировано контуром обратной связи, действующим в качестве контура компенсации постоянного тока для компенсации каких-либо остаточных нежелательных компонентов постоянного тока на выходе датчика.
В соответствии с шестым вариантом, который может быть объединен с любым из вариантов с первого по пятый, предусмотрен управляемый делитель тока для регулирования соотношения электрических выходных сигналов первого и второго детекторов оптического излучения на основании управляющего сигнала, сгенерированного контуром обратной связи при обнаружении остаточного количества нежелательного компонента. Таким образом, предусмотрен альтернативный контур компенсации постоянного тока, выполненный с возможностью регулирования соотношения токов детектора на основании остаточного компонента постоянного тока в выходном сигнале датчика.
В соответствии с седьмым вариантом, который может быть объединен с любым из вариантов с первого по шестой, предусмотрен переключаемый интегрирующий усилитель для усиления сигнала, являющегося результатом вычитания электрических выходных сигналов. Таким образом, может быть получено существенное усиление с превосходным соотношением сигнал-шум. В конкретном примере реализации седьмого варианта, переключаемый интегрирующий усилитель предусмотрен в цепи преобразователя «ток-время». Таким образом, в традиционном АЦП более нет необходимости.
В соответствии с восьмым вариантом, который может быть объединен с любым из вариантов с первого по седьмой, по меньшей мере один источник оптического излучения может быть выполнен с возможностью генерирования третьего оптического сигнала третьей длины волны, причем первая, вторая и третья оптические длины волн выбираются так, что значение зависящих от длины волны коэффициентов поглощения для другого вещества на второй длине волны равняется среднему арифметическому значений зависящих от длины волны коэффициентов поглощения для другого вещества на первой и третьей длинах волн, причем указанный ранее по меньшей мере один фильтр содержит первый фильтр для фильтрации только второй длины волны и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на первый детектор оптического излучения по меньшей мере одного детектора оптического излучения, и второй фильтр для фильтрации только первой и третьей длин волн и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на второй детектор оптического излучения по меньшей мере одного детектора оптического излучения, и причем устройство выполнено с возможностью вычитания электрических выходных сигналов, сгенерированных первым и вторым детекторами оптического излучения, друг из друга для подавления нежелательного компонента. Данный восьмой вариант предоставляет альтернативное решение раннего подавления нежелательных компонентов постоянного тока или НЧ компонентов перед усилением и последующей обработкой сигналов. За счет надлежащего выбора длин волны трех оптических сигналов, нежелательные компоненты могут быть подавлены путем простого вычитания электрических выходных сигналов детекторов.
В конкретном примере восьмого варианта, размер и/или чувствительность первого и второго детекторов (D1, D2) оптического излучения могут изменяться. Таким меры обеспечивают надежное подавление нежелательных компонентов.
Следует отметить, что вышеуказанное устройство может быть реализовано на основе компонентов дискретных аппаратных средств, интегральных микросхем, или компоновок кристальных модулей, или на основе устройств обработки сигналов или кристаллов, управляемых программными процедурами или программами.
Следует понимать, что устройство по пункту 1 формулы изобретения и способ по пункту 15 формулы изобретения могут иметь похожие и/или идентичные предпочтительные варианты реализации, в частности определенные в зависимых пунктах формулы изобретения.
Следует понимать, что предпочтительным вариантом реализации изобретения также может быть какая-либо комбинация зависимых пунктов формулы изобретения или вышеуказанных вариантов реализации с соответствующим независимым пунктом.
Эти и другие аспекты данного изобретения станут понятными после изучения вариантов реализации, описанных ниже.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
На следующих чертежах:
На фиг. 1 изображены две традиционные формы реализации датчиков ФПГ;
На фиг. 2 изображена диаграмма, отображающая коэффициенты поглощения для различных материалов, в том числе для крови и кожи, в зависимости от длины волны;
На фиг. 3 изображен принцип работы сенсорного устройства ФПГ, в соответствии с первым вариантом реализации;
На фиг. 4 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ, в соответствии с первым вариантом реализации;
На фиг. 5 изображен принцип работы сенсорного устройства ФПГ, в соответствии со вторым вариантом реализации;
На фиг. 6 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ, в соответствии со вторым вариантом реализации;
На фиг. 7 изображен иллюстративный спектр испускания светоизлучающего диода и характеристики фильтрации соответствующих полосно-пропускающих фильтров, в соответствии со вторым вариантом реализации;
На фиг. 8 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ, в соответствии с третьим вариантом реализации;
На фиг. 9 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ, в соответствии с четвертым вариантом реализации;
На фиг. 10 изображена схематическая диаграмма цепи переключаемого интегрирующего усилителя для использования в сенсорном устройстве ФПГ, в соответствии с четвертым вариантом реализации;
На фиг. 11 изображена схематическая диаграмма цепи преобразователя «ток-время» для использования в сенсорном устройстве ФПГ, в соответствии с четвертым вариантом реализации;
На фиг. 12 изображена диаграмма, отображающая коэффициенты поглощения для крови и ткани с зависимостью от времени, а также значения точно разделенных длин волн, для использования в пятом варианте реализации;
На фиг. 13 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ, в соответствии с пятым вариантом реализации; и
На фиг. 14 изображены фильтрационные характеристики полосно-пропускающего фильтра и полосно-заграждающего фильтра, используемых в пятом варианте реализации.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Варианты реализации настоящего изобретения далее описаны на основании сенсорного устройства ФПГ с небольшой и эффективной внешней частью для проведения измерений при мониторинге частоты сердечных сокращений.
В соответствии с первым вариантом реализации, помеха, обусловленная нежелательными частотными компонентами в измеряемой величине, заглушаются посредством использования модуляции. Предусмотренная модуляция перенаправит измеряемую величину и помеху с различными эффективностями в другую частотную область, тем самым обеспечивая возможность измерения измеряемой величины с уменьшенной помехой путем синхронного детектирования. Следует отметить, что вышеуказанная модуляция также, безусловно, приведет к помехе, например, поглощение меланина также будет модулироваться. Однако ввиду существенных отличий уклонов, амплитуда помехи в модулированном сигнале будет намного ниже, чем таковая измеряемой величины.
Для сенсорного устройства ФПГ измеряемая величина соответствует поглощению излученного света объемом крови, и модуляция этого сигнала может быть выполнена посредством использования двух (или более) переменных длин волн, каждая из которых обладает различными значениями поглощения для крови. Как указано выше, недостаток использования различных длин волн заключается в том, что имеет место захват артефактов движения, поскольку параметры поглощения и рассеяния для ткани, через которую проходит свет к кровеносных сосудам и от них, также зависят от длины волны. Таким образом, выбранные длины волн должны быть идентичны или по меньшей мере подобны артефактам движения, при этом по-прежнему обладая различными коэффициентами поглощения для крови. Хорошее приближение достигается в конкретной небольшой области диапазона длин волн.
На фиг. 2 изображена схематическая диаграмма, отображающая зависящие от длины волны характеристики (т.е. кривые поглощения) коэффициентов поглощения (µ [см-1]) наиболее важных материалов или веществ в пределах ультрафиолетового, видимого и инфракрасного диапазона. Более конкретно, изображены характеристики кожи (SK), цельной крови (BD), меланосомы (MEL) и эпидермиса (EPI). Следует отметить, что кривая поглощения для крови, изображенная на фиг. 2, основана на типичной концентрации гемоглобина, составляющей 150 г Hb/л. Кривая (BLD) поглощения для крови имеет две интересные области. Ими являются области с крутым уклоном (т.е. высоким dµ/dλ) в оптической голубой и желтой/красной области спектра видимого света. Среди них, последний диапазон (приблизительно 600 нм) имеет наибольший уклон, наибольший диапазон, и что более важно, поглощение света кожей (SK) приближается к его минимальному уклону и минимальному значению в ней. Таким образом, выбор двух очень близких длин волн в данной области не приведет к захвату каких-либо существенных артефактов движения, при этом по-прежнему обеспечивая хороший сигнал ФПГ. Более конкретно, на диаграмме по фиг. 2 изображен спектр поглощения различных биологических хромофоров. Кровь (BLD) представлена спектром поглощения оксигемоглобина (HbO2), поскольку для нормальных здоровых людей насыщение кислородом составляет порядка >90%, а воздействие деоксигемоглобина, таким образом, будет минимальным. Из диаграммы ясно, что для датчиков ФПГ серьезное искажение может быть результатом поглощения меланина. Ввиду более длинного оптического пути, поглощение в коже является более сильным, чем в крови, приводя в результате к крупному (НЧ) компоненту постоянного тока, составляющему приблизительно 100-кратный размер желаемого сигнала ФПГ. Это поглощение также является основной причиной артефактов движения, поскольку какое-либо изменение длины оптического пути через кожу будет намного больше, чем любой сигнал ФПГ.
В соответствии с первым вариантом реализации, сигнал от кожи (и, таким образом, основная причина артефактов движения) может быть удален или по меньшей мере подавлен за счет использования двух источников света, генерирующих вышеуказанные две длины волны и сдвинутых по фазе, так что обнаруживаемый сигнал ФПГ модулируется заданной частотой f. Поскольку сигнал ФПГ после этого был направлен на более высокую частоту, он может быть обнаружен на переменном токе, например, синхронизирующим усилителем без помехи со стороны других громоздких искажений постоянного тока и низкочастотных искажений.
Синхронизирующий усилитель (который также известен, как фазочувствительный детектор) представляет собой тип усилителя, который может извлекать сигнал с известной несущей длиной волны из очень шумной окружающей среды. По существу, синхронизирующий усилитель принимает входной сигнал, умножает его на эталонный сигнал (предоставленный с внутреннего осциллятора или внешнего источника) и интегрирует его на протяжении конкретного времени, обычно от порядка миллисекунд до нескольких секунд. Полученный в результате сигнал представляет собой сигнал постоянного тока, причем вклад из какого-либо сигнала, находящегося не на такой же частоте, на которой ослабляется эталонный сигнал, близко к нулю. Противофазный компонент сигнала, который обладает такой же частотой, что и эталонный сигнал, также ослабляется (поскольку синусоидальные функции являются ортогональными косинусоидным функциям такой же частоты), делая синхронизирующий усилитель фазочувствительным детектором. Существенным является использование гомодинного детектора, после которого следует фильтр нижних частот, который часто может регулироваться в частоте среза и порядке фильтра. Синхронизирующие усилители могут использовать аналоговые смесители частот и резистивно-емкостные фильтры для демодуляции, или они могут быть реализованы быстрой обработкой цифровых сигналов, например, на программируемой пользователем вентильной матрице (ППВМ).
Дополнительное преимущество решения в соответствии с первым вариантом реализации заключается в том, что желаемый сигнал теперь строго представляет собой сигнал переменного тока и, таким образом, может быть связан по переменному току, тем самым удаляя любой компонент постоянного тока. Этим обеспечивается расширенный динамический диапазон и, таким образом, возможность использования намного меньшей разрешающей способности АЦП.
Следовательно, датчик ФПГ в соответствии с первым вариантом реализации содержит два источника света с различными, но очень близкими, длинами волн, осциллятор для сдвига двух источников света по фазе и с частотой f, один или большее количество фотодетекторов, а также усилитель, связанный по переменному току.
Два источника света с незначительно отличающимися длинами волн излучения, например, могут быть реализованы с двумя светоизлучающими диодами (LED) одного типа, но различных цветовых гамм. В качестве альтернативы могут использоваться два идентичных светоизлучающего диода, каждый из которых имеет незначительно отличающийся полосно-пропускающий фильтр (ППФ). Светоизлучающие диоды (LED) (или полосно-пропускающие фильтры обоих фильтров) выбраны так, что их длины волн излучения имеют (насколько это возможно) равный разброс и параметры поглощения в ткани, и расположены в крутом участке кривой поглощения для крови по фиг. 2. Например, в желтой/красной области спектра видимого света около 600 нм или в голубой области, в которой уклон кривой поглощения является очень крутым (следует отметить, что на фиг. 2 используется логарифмическая шкала).
На фиг. 3 изображен принцип работы, лежащий в основе первого варианта реализации. Два почти идентичных источника LED1 и LED2 света сдвинуты по фазе и имеют заданную частоту f посредством сигнала, сгенерированного осциллятором 50. Возбуждающий свет EXC, излученный источниками LED1 и LED2 света, будет приводить к переменным выборкам в двух различных участках очень крутой кривой поглощения для крови (HbO2), так что модулированный по переменному току тип сигнала ФПГ генерируется фотодиодом D1 на стороне оптического приемника. После этого, полученный сигнал ФПГ переменного тока может быть связан по переменному току через конденсатор C1 с электронной цепью 30, содержащей усилитель и АЦП, для удаления, таким образом, любого компонента постоянного тока (в том числе, нежелательных компонентов постоянного тока и НЧ компонентов, таких как окружающий свет) и обеспечения широкого динамического диапазона, заполненного только компонентом полезного сигнала ФПГ. После этого, полезный сигнал ФПГ обнаруживается синхронизирующим усилителем 40, который принимает его эталонный сигнал от осциллятора 50.
На фиг. 4 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ в соответствии с первым вариантом реализации, в котором компоненты с идентичными обозначениями или ссылочными позициями имеют идентичную функциональность, как описано в отношении фиг. 3. Оба источника LED1 и LED2 света обладают идентичным диапазоном длины волны (например, желтого света с пиковой длиной волны, составляющей 586 нм). Свет, исходящий от источников LED1 и LED2 света пропускается через соответствующие полосно-пропускающие фильтры BPF1 и BPF2, которые могут представлять собой стандартные полочные фильтры, например, с характеристиками 580х10 нм и 595х10 нм, т.е. с центральными длинами волн, составляющими 580 нм и 595 нм, соответственно, и диапазонами рабочих частот, составляющими 10 нм каждый. Интенсивности в обеих полосах пропускания выравниваются путем регулирования токов светоизлучающего диода (LED) во время выработки (настройка постоянных значений). Частота осциллятора 50 выбрана так, что обеспечивается четкое разделение от частоты помехи. В качестве примера, могут использоваться частоты выше 100 Гц, но предпочтительными являются частоты, выше 1 кГц.
При необходимости, источники LED1 и LED2 света одного типа могут быть заменены двумя различными источниками света (одного типа, но с соседними цветовыми гаммами, приблизительно равными центральной длине волы соответствующих замененных фильтров). Синхронизирующий усилитель 40 может быть реализован в прошивке, но также может быть использована аналоговая версия.
В соответствии с первой модификацией первого варианта реализации, два источника LED1 и LED2 света могут быть заменены источниками света для излучения света в голубой области диапазона длин волн, которая также пригодна для генерирования требуемого типа сигнала ФПГ переменного тока.
В соответствии со второй модификацией первого варианта реализации, связывание по переменному току конденсатором C1 может быть заменено контуром восстановления постоянного тока, например, вычитанием поправочного тока на входе усилителя электронной цепи 30. Источник тока, подающий этот поправочный ток, может быть управляем в контуре обратной связи таким способом, что значение постоянного тока на входе или выходе усилителя находится на подходящем уровне (например, нуле или каком-либо другим подходящем уровне).
Следует отметить, что интенсивности в обоих полосно-пропускающих фильтрах BPF1 и BPF2 должны быть по меньшей мере приблизительно равны для обеспечения того, чтобы коэффициент подавления артефактов движения был максимальным. Предпочтительно, эти две интенсивности выбраны с небольшим отличием так, что они компенсируют различие в поглощении основных помеховых веществ (меланина), т.е. интенсивности должны обладать противоположным уклоном меланина в выбранном диапазоне длины волны. В качестве альтернативы, они могут быть выбраны так, чтобы иметь одинаковые интенсивности. Интенсивности источников LED1 и LED2 света могут регулироваться при выработке, но также могут регулироваться посредством соответствующего управляющего контура. Этим обеспечивается дополнительное преимущество, заключающееся в том, что датчик ФПГ также может быть использован в качестве датчика движения, измеряющего, например, активность.
В соответствии с третьей модификацией первого варианта реализации, сенсорное устройство ФПГ может быть выполнено с возможностью захвата выбранных артефактов движения путем введения нарушения баланса в обе интенсивности длины волны. Это нарушение баланса может модулироваться на второй частоте f2.
Третья модификация может быть равносильна какой-либо из предыдущих модификаций первого варианта реализации, но в ней амплитуда одного или обоих источников LED1 и LED2 света модулируется на второй (отличающейся) частоте f2. Таким образом, генерируются две несущие частоты: одна для сигнала ФПГ, а другая для комбинации сигнала ФПГ и артефактов движения. Предпочтительно, после этого используются два предпочтительно цифровых (в виде прошивки) синхронизирующих усилителя для синхронного обнаружения обоих сигналов. После этого, вычитание масштабированного сигнала ФПГ из второго сигнала приведет в результате к чистому сигналу движения. Этот сигнал движения затем может быть использован для мониторинга активности.
На фиг. 5 изображен принцип работы сенсорного устройства ФПГ в соответствии со вторым вариантом реализации. В нем предусмотрено использование датчика ФПГ, конструкция которого обеспечивает удаление синфазных сигналов, выводя при этом только сигнал при разностном включении. Поскольку сигналы ФПГ, как правило, не являются разностными сигналами, вносятся дополнительные меры для создания такого разностного сигнала. Сенсорное устройство ФПГ, в соответствии со вторым вариантом реализации, содержит один или более источников света, а также два или более фотодетекторов, чувствительных к длине волны.
Согласно фиг. 5, сенсорное устройство ФПГ содержит два фотодетектора, каждый из которых обладает незначительно отличающейся чувствительностью к длине волны. Например, они могут быть реализованы с двумя полосно-пропускающими фильтрами BPF1 и BPF2, расположенными перед фотодиодами D1 и D2. Полосы пропускания частот обоих фильтров BPF1 и BPF2 выбраны так, что эти длины волн в обеих полосах пропускания частот обладают идентичными или по меньшей мере схожими параметрами поглощения и рассеяния в ткани. Этим обеспечивается то, что данная часть входов обоих детекторов подвергается равнозначному рассеянию и поглощению, так что получается по меньшей мере почти совершенный синфазный (от англ. – common mode, CM) сигнал. Для случая с кожей, это может быть достигнуто, например, в диапазоне от 500 до 1000 нм (см. кривую SK на фиг. 2). Даже в таком достаточно широком диапазоне поглощение кровью не изменяется более, чем на величину от 3 до 4. Изменение поглощения эпидермисом (EPI) сильнее, однако по-прежнему намного меньше, чем поглощение кровью (например, в небольшом диапазоне около 600 нм).
Кроме того, полосы пропускания частот обоих фильтров BPF1 и BPF2 выбраны так, чтобы располагаться в крутой части кривой поглощения для крови (см. кривую BLD на фиг. 2). Например, при значении около 600 нм уклон кривой поглощения является очень крутым. Небольшое отличие между двумя полосами пропускания частот по-прежнему будет обеспечивать возрастание, превышающее более чем порядок разницу коэффициентов поглощения между двумя длинами волн, тем самым создавая требуемый разностный сигнал ФПГ.
Таким образом, конфигурация фотодетектора, изображенная на фиг. 5, будет подавлять синфазный сигнал (поскольку два фототока, генерируемые фотодиодами D1 и D2, будут вычитаться друг из друга), а выходом усилителя в электронной цепи 30 будет только лишь желаемый разностный сигнал ФПГ, поступающий в результате взаимодействия с кровью.
На фиг. 6 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ в соответствии со вторым вариантом реализации.
В настоящее время, датчики ФПГ являются не только устройствами медицинского назначения, но используются также в товарах народного потребления, например спортивных наручных часах. Они требуют малого количества деталей, а также низкого энергопотребления. Таким образом, желательно использовать датчик ФПГ только с одним источником света. Это может быть достигнуто за счет использования одного источника LED1 света (например, светоизлучающего диода (LED) или другого источника с соответствующим спектром излучения) из второго варианта реализации. Спектр излучения источника LED1 света должен быть достаточно широк для включения обеих выбранных полос пропускания частот. Это легко достигается, поскольку ширина спектра светоизлучающего диода (LED) зачастую шире, чем 20-30 нм (полная ширина на уровне половинной амплитуды (от англ. – full width at half maximum, FWHM)). Если выбранные полосы пропускания частот дополнительно разделены, может быть использован светоизлучающий диод с люминофором (например, белый, зеленый или желтый).
На фиг. 7 изображен иллюстративный спектр излучения светоизлучающего диода и фильтрационные характеристики соответствующих полосно-пропускающих фильтров BPF1 и BPF2, в соответствии со вторым вариантом реализации. Как можно понять из фиг. 7, оба цвета света в соответствующих полосах пропускания частот фильтров BPF1 и BPF2 являются частью спектра светоизлучающего диода (LED). Из данной фигуры чертежа также ясно, что вместо двух полосно-пропускающих фильтров может быть использован короткополосный и широкополосный фильтр с идентичной или почти идентичной граничной длиной волны.
Таким образом, разделение по длине волны между обеими полосами пропускания частот является настолько малым, что свет, обнаруживаемый фотодиодами D1 и D2, не поступающий от крови, подвергся такому же поглощению и рассеянию. Таким образом, соответствующие токи I1 и I2, сгенерированные фотодиодами D1 и D2 для этих частей спектра света, равны и, следовательно, подавляются за счет вычитания на входе усилителя электронной цепи 30. Однако для случая крови, поглощение в обеих полосах пропускания частот отличается существенным образом, и, таким образом, это представляет собой разностный сигнал (в том смысле, что он обладает различными интенсивностями в обеих полосах пропускания частот). Данный компонент сигнала ФПГ немного ослабляется за счет действия вычитания, но поскольку разница между ними имеет порядок возрастания, это по-прежнему приводит в результате к сильному сигналу ФПГ.
На фиг. 8 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ в соответствии с третьим вариантом реализации.
Спектры светоизлучающих диодов (LED) имеют допуски, как и полосы пропускания частот полосно-пропускающих фильтров. При больших допусках, ослабление компонента постоянного тока сигнала ФПГ может стать слишком низким. Если затраты на более жесткие допуски становятся слишком большими, проблема может быть решена за счет использования двух источников LED1 и LED2 света с различными длинами волн излучения. Например, два источника света (например, светоизлучающие диоды (LED)) одного типа, но с различными цветовыми гаммами. За счет управления токами двух источников LED1 и LED2 света с помощью контура 60 обратной связи для ликвидации постоянного тока на основе какого-либо остаточного постоянного тока на выходе усилителя электронной цепи 30, может быть восстановлен баланс, так что ослабление нежелательных компонентов постоянного тока или низкочастотных компонентов является наиболее сильным.
На фиг. 9 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ в соответствии с четвертым вариантом реализации.
Как уже было указано выше, ввиду производственных допусков для источников света (например, светоизлучающие диоды (LED)) и оптических фильтров, подавление синфазного сигнала может стать менее, чем требуемое. В данном варианте реализации данная проблема решается за счет добавления управляемого делителя тока, содержащего транзисторы Q1 и Q2. Предполагается, что второй фильтр BPF2 из двух полосно-пропускающих фильтров BPF1 и BPF2 имеет большую длину волны. Это означает, что ток I3, генерируемый вторым фотодиодом D2, всегда немного больше, чем ток I1, генерируемый первым фотодиодом D1, поскольку поглощение гемоглобина, кожи и меланина уменьшаются с увеличением длины волны при большем уклоне около 600 нм при поглощении HbO2. Следует отметить, что при необходимости данная ситуация может быть инициирована путем использования большего второго фотодиода D2 или путем небольшого уменьшения пропускания в полосе пропускания частот первого полосно-пропускающего фильтра BPF1. Компонент постоянного тока (т.е. поглощение для кожи и меланина) данного неполного более сильного фототока может быть использован для компенсации производственных допусков путем отведения некоторой процентной доли этого тока с помощью делителя тока. Соотношение между коллекторными токами транзисторов Q1 и Q2 контролируется управляющим напряжением Ucomp согласно:
Figure 00000001
с VT = k.T/q ≈ 26 мВ
Управляющее напряжение Ucomp генерируется контуром 62 обратной связи для ликвидации постоянного тока на основе остаточного компонента постоянного тока в выходном сигнале усилителя электронной цепи 30.
Когда Ucomp = 0 В, соотношение между двумя коллекторными токами транзисторов Q1 и Q2 может быть установлено на 1, так что половина фототока I3 второго фотодиода D2 может быть отведена в землю. Это соотношение не зависит от значения самого тока I3, так что баланс в синфазном компоненте обоих токов фотодиода может контролироваться управляющим напряжением Ucomp. Это может быть выполнено только один раз во время выработки с фиксированным напряжением или может выполняться непрерывно с использованием контура 62 обратной связи для устранения постоянного тока с такой полосой частот, что на сигналы ФПГ не оказывается влияние.
По причине экспоненциальной зависимости, коэффициент ослабления будет ограничен относительными низкими управляющими напряжениями. Например, при Ucomp=118,8 мВ, соотношение уже достигнет 99%, так что только 1% тока I3 будет отведен. Этот высокий коэффициент усиления может быть уменьшен путем добавления эмиттерных резисторов дегенерации.
На фиг. 10 изображена схематическая диаграмма цепи переключаемого интегрирующего усилителя для использования в сенсорном устройстве ФПГ, в соответствии с первой модификацией четвертого варианта реализации. В нем переключаемый интегрирующий усилитель используется в электронной цепи 30 в качестве преобразователя тока в напряжение. Переключаемый интегрирующий усилитель содержит первый и второй управляемые переключатели S1 и S2, а также операционный усилитель OP с интегрирующим конденсатором C обратной связи, переключаемым вторым переключателем SW2.
После удаления синфазного компонента (постоянного тока), получаемый в результате фототок является в основном сигналом только ФПГ и, таким образом, представляет собой очень слабый переменный ток. Этим обеспечивается возможность мощного усиления, которое может быть достигнуто с превосходным соотношением сигнал-шум (ССШ) с помощью переключаемых интегрирующих трансимпедансных усилителей (вместо обычных трансимпедансных фотодиодных усилителей). Предпочтительно, эти преимущества ССШ могут быть использованы в вариантах реализации настоящего изобретения ввиду удаления постоянного тока.
На фиг. 11 изображена схематическая диаграмма цепи преобразователя «ток-время» для использования в сенсорном устройстве ФПГ в соответствии со второй модификацией четвертого варианта реализации.
Модифицированный четвертый вариант реализации по фиг. 10 может быть усовершенствован путем обеспечения функционирования переключаемого интегратора в качестве преобразователя «ток-время», тем самым также заменяя традиционный аналогово-цифровой преобразователь.
Переключатели S1 и S2 переключаемого интегрирующего усилителя управляются микроконтроллером 70, который также запускает таймер 80. Когда цикл интеграции начинается, таймер 80 также сбрасывается. Выходное напряжение интегратора увеличивается линейно со временем (т.е. (I2-I1).t/C). Операция интеграции части переключаемого интегрирующего усилителя продолжается до тех пор, пока выходное напряжение интегратор не достигнет заданного эталонного уровня Vref напряжения, во времени которого компаратор CP прерывает микроконтроллер 70 и таймер 80. После этого, значение таймера относится к входному току, как I(t)=Vref*C/t. Таким образом, сигнал ФПГ может быть измерен путем вычисления длительности цикла интеграции. Поскольку абсолютные точности не важны, точные значения конденсатора C и эталонного уровня Vref напряжения не требуются, пока гарантируется достаточная кратковременная устойчивость. Поскольку большинство современных микроконтроллеров снабжены счетчиком или таймером, а также компаратором, данная модификация четвертого варианта реализации экономит затраты на аналого-цифровой преобразователь, который обычно необходим в традиционном датчике ФПГ.
В соответствии с третьей модификацией четвертого варианта реализации, два полосно-пропускающих фильтра BPF1 и BPF2 заменены одним дихроичным лучерасщепителем, который представляет собой оптическое устройство с дихроичным оптическим покрытием, расщепляющим луч света на два луча. В зависимости от его характеристик, соотношение отражения к пропусканию будет изменяться как функция длины волны падающего света. В данном случае, окружающий свет не отфильтровывается. Таким образом, датчик ФПГ должен быть экранирован, или источник(и) света может (могут) быть модулирован(ы) в комбинации с синхронизирующим усилителем, как описано в отношении первого варианта реализации.
На фиг. 12 изображена диаграмма, отображающая коэффициенты поглощения с зависимостью от длины волны для крови и ткани, а также значения близко разделенных длин волн, для использования в пятом варианте реализации.
На увеличенном виде фиг. 12 изображены спектры поглощения двух наиболее важных факторов, вносящих вклад в регистрацию ФПГ, а именно, оксигемоглобин (HbO2) и ткань кожи (MEL) с некоторой концентрацией меланина (здесь окрашенная светом кожа изображена в целях иллюстрации, но для более темной кожи поглощение может быть больше в более чем 100 раз). Также изображены значения в трех близко разделенных длинах волн (λ1< λ2< λ3).
Три длины λ1, λ2 и λ3 волны выбраны так, что значение поглощения для ткани на λ2 равняется среднему значению двух других значений поглощения (т.е. [μa_ткани(λ1) + μa_ ткани(λ3)]/2 = μa_ ткани(λ2)), тогда как, безусловно, это не применимо к поглощению для крови. После этого, вычитание среднего значения измерений λ1 и λ3 из измерения λ2 будет полностью ликвидировать влияние поглощения кровью. А поскольку [μa_крови(λ1) + μa_крови(λ3)]/2 ≠ μa_крови(λ2) , сигнал ФПГ не будет ликвидироваться вычитанием на двух фотодиодах D1 и D2 на приемном конце.
Несмотря на то, что данный пример изображен для конкретной длины волны (например, 576±6 нм), ясно, что релевантный спектр демонстрирует больше возможностей (например, около 560 нм, 541 нм и т.д.). Важно (но не необходимо) выбрать три длины волны, близкие друг к другу, поскольку в предложенном подходе не принимаются во внимание зависимости от длины волны других оптических параметров кожи, например, рассеяния, анизотропии и показателя преломления. Эти параметры также буду меняться с длиной волны, так что выбор длины волны, находящейся дальше, приведет к отличающимся выборочным и сравнимым оптическим путям, и, таким образом, к уменьшенной ликвидации нежелательных компонентов постоянного тока или НЧ компонентов (например, артефактов движения).
Выбор близких друг к другу трех длин волн обеспечивает дополнительное преимущество, заключающееся в том, что они могут быть выработаны одним источником (например, обычный светоизлучающий диод легко обладает значением FWHM от 20 до 30 нм, делая его идеальным источником в данном пятом варианте реализации). Дополнительным преимуществом является меньшее отклонение чувствительности детектора, если длины волны почти равны.
На фиг. 13 изображена схематическая блок-схема сенсорного устройства ФПГ в соответствии с пятым вариантом реализации.
Сенсорное устройство ФПГ в соответствии с пятым вариантом реализации сконструировано с использованием одного источника LED1 света и двух фотодетекторов, каждый из которых имеет различную чувствительность к длине волны. Например, они могут быть реализованы с двумя различными фильтрами, находящимися перед двумя фотодиодами D1 и D2. Первый детектор снабжен полосно-пропускающим фильтром BPF, а второй детектор снабжен полосно-заграждающим фильтром NO с противоположной полосно-режекторной (полосно-заграждающей) характеристикой. Таким образом, отфильтрованный с помощью полосно-пропускающего фильтра детектор будет измерять компоненты сигнала в пределах центральной области (λ2) диапазона длин волн, а второй детектор, снабженный полосно-заграждающим фильтром, будет измерять сумму компонентов сигнала в пределах внешних областей (λ1 и λ3) диапазона длин волн.
За счет конфигурации фотодетектора, в соответствии с пятым вариантом реализации, будет ликвидироваться синфазный сигнал, поскольку два фототока I1 и I2 будут вычитаться друг из друга на входе электронной цепи 30, а выход электронной цепи 30 будет представлять собой только лишь желаемый разностный сигнал ФПГ, поступающий из крови. Таким образом, усилитель, содержащийся в электронной цепи 30, только лишь должен усиливать сигнал ФПГ, освобождая значимый динамический диапазон для усилителя и аналого-цифрового преобразователя.
На фиг. 14 изображены фильтрационные характеристики полосно-пропускающего фильтра BPF и полосно-заграждающего фильтра NO, используемых в пятом варианте реализации.
Внешние границы полосы пропускания полосно-заграждающего фильтра NO будут формироваться путем спектрального ограничения источника LED света. В качестве альтернативы, второй фильтр может быть выполнен с двойной полосой пропускания, что исключает требования по пропускной способности источника.
Кроме того, размер детекторов может изменяться так, что измеренное поглощение для ткани в первом фотодиоде D1 (λ2) и во втором фотодиоде D2 (λ1+λ3) равны. В целом, это имеет место, если первый фотодиод D1 вдвое больше второго фотодиода D2.
Для обеспечения поступления обоих сигналов из одного оптического пути, важно, чтобы два детектора были физически расположены как можно ближе друг к другу. Это может быть достигнуто оптически с помощью расщепителя луча. Альтернативой является симметричное размещение вокруг источника.
Кроме того, сенсорное устройство ФПГ в соответствии с пятым вариантом реализации также может быть выполнено с тремя детекторами (например, второй фотодиод D2 выполнен как два отдельных фотодиода) и одним полосно-пропускающим фильтром (для первого фотодиода D1) или тремя отдельными полосно-пропускающими фильтрами для каждого фотодиода.
Подводя итог, были описаны способ и устройства для измерения сигнала изменения ткани (например, сигнала ФПГ) без существенного смещения постоянного тока или НЧ смещения, которое обычно ограничивает точность датчика ввиду артефактов движения и/или требований к динамическому диапазону. Предложенное решение основано на отделении сигнала ФПГ от искажения. Это может быть достигнуто путем создания модулированного сигнала ФПГ или путем создания разностного сигнала ФПГ, а также оптимизированной конфигурации датчика, выполненного с возможностью удаления компонентов постоянного тока или НЧ компонентов. Общим принципом вариантов реализации является спектральное различие между показателями для крови и показателями для других движущихся источников сигналов (например, кожи, меланина и т.д.). Для создания синфазных (CM) и разностных (DM) сигналов или модуляции сигнала и помехи с различными усилениями используется или непосредственно существенное отличие уклона, или же для создания синфазных/разностных сигналов также используются различные части спектра с различными изменениями коэффициентов поглощения. Что касается конкретных коэффициентов поглощения, под существенным отличием можно понимать то, что различие между соответствующими коэффициентами поглощения должно быть больше 50 см-1, а различие между первой и второй длинами волн должно быть не более 30 нм, предпочтительно не более 20 нм. Данное различие включает в себя использование значительного уклона для голубого света, уклона для желтого/красного и меньших уклонов между ними на кривой поглощения для крови.
Несмотря на то, что изобретение было подробно проиллюстрировано и описано на чертежах и представленном выше описании, такую иллюстрация и описание следует рассматривать в качестве иллюстрации или примера, а не в качестве ограничения. Изобретение не ограничено раскрытыми вариантами реализации. Например, несмотря на то, что представленные выше варианты реализации с первого по пятый, а также их модификации, были описаны в отношении датчика ФПГ пропускающего типа, все они также могут быть реализованы для датчика ФПГ отражающего типа.
Кроме того, принципы измерения, предложенные в вариантах реализации с первого по пятый, применимы к другим оптическим датчикам, на работу которых влияют различные характеристики поглощения различных материалов.
Другие вариации раскрытых вариантов реализации могут быть поняты и осуществлены специалистом в данной области техники при практической реализации заявленного изобретения, после ознакомления с чертежами, описанием и прилагаемой формулой изобретения. В пунктах формулы изобретения слово «содержит» не исключает другие элементы или этапы, а неопределенные артикли «a» и «an» не исключают множественное число. Отдельный процессор или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, перечисленных в формуле изобретения. Сам по себе тот факт, что определенные меры перечислены во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что комбинация таких мер не может с успехом использоваться.
В приведенном выше описании подробно изложены некоторые варианты реализации изобретения. Однако следует понимать, что вне зависимости от того, насколько подробно вышеуказанное приведено в тексте, изобретение может быть реализовано на практике многочисленными способами, и, таким образом, не ограничивается раскрытыми вариантами реализации. Следует отметить, что использование особой терминологии при описании некоторых признаков или аспектов изобретения не подразумевает, что терминология заново определяется в настоящем документе для ограничения с целью включения каких-либо специфических характеристик признаков или аспектов изобретения, к которым относится данная терминология.
Отдельный блок или устройство может выполнять функции нескольких элементов, перечисленных в формуле изобретения. Сам по себе тот факт, что определенные меры перечислены во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что комбинация таких мер не может с успехом использоваться.

Claims (28)

1. Устройство для оптической регистрации изменения коэффициента поглощения гемоглобина крови, находящегося в области ткани, содержащее:
- по меньшей мере один источник (LED1; LED1, LED2) оптического излучения для передачи первого оптического сигнала первой длины волны и второго оптического сигнала второй длины волны к области ткани,
причем изменение зависящего от длины волны коэффициента поглощения между первой длиной волны и второй длиной волны для гемоглобина крови отличается более чем на 50 см-1 от соответствующего изменения зависящего от длины волны коэффициента поглощения для ткани, которая влияет на первый и второй оптические сигналы во время передачи, тогда как различие между первой и второй длинами волн составляет не более 30 нм;
- по меньшей мере один детектор (D1; D1, D2) оптического излучения для обнаружения первой части первого оптического сигнала, отраженного от области ткани или пропущенного через нее, и второй части второго оптического сигнала, отраженного от области ткани или пропущенного через нее; и
- по меньшей мере один фильтр (C; BPF1, BPF2; BPF, NO) для фильтрации заданного компонента первой части первого оптического сигнала и заданного компонента второго оптического сигнала так, что нежелательный компонент, обусловленный указанной тканью, подавляется перед усилением и последующей обработкой сигнала.
2. Устройство по п. 1, в котором указанный по меньшей мере один источник (LED1; LED1, LED2) оптического излучения выполнен с возможностью генерирования первой и второй длин волн с разделением менее 20 нм.
3. Устройство по п. 1, которое дополнительно содержит модулятор (50) для модулирования амплитуд первого и второго оптических сигналов, сдвинутых по фазе, на заданной частоте, причем указанный по меньшей мере один фильтр содержит конденсатор (С) или контур восстановления постоянного тока для удаления компонента постоянного тока в качестве нежелательного компонента указанных первой и второй частей.
4. Устройство по п. 3, в котором модулятор (50) выполнен с возможностью модуляции первого и второго оптических сигналов, подлежащих попеременному включению и выключению, на указанной заданной частоте.
5. Устройство по п. 1, в котором первая и вторая длины волн выбраны из желтой или голубой области диапазона длин волн.
6. Устройство по п. 3, которое дополнительно содержит дополнительный модулятор для модулирования амплитуд первого и второго оптических сигналов с дополнительной заданной частотой, которая отличается от указанной заданной частоты, с обеспечением нарушения баланса интенсивностей первого и второго оптических сигналов и получением компонента движения в указанных первой и второй частях.
7. Устройство по п. 1, в котором указанный по меньшей мере один фильтр содержит первый полосно-пропускающий фильтр (BPF1) для фильтрации первой длины волны и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на первый детектор (D1) оптического излучения указанного по меньшей мере одного детектора оптического излучения, и второй полосно-пропускающий фильтр (BPF2) для фильтрации второй длины волны и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на второй детектор (D2) оптического излучения указанного по меньшей мере одного детектора оптического излучения,
причем устройство выполнено с возможностью вычитания друг из друга электрических выходных сигналов, сгенерированных первым и вторым детекторами (D1, D2) оптического излучения.
8. Устройство по п. 1, в котором указанный по меньшей мере один источник (LED1) оптического излучения выполнен с возможностью генерирования третьего оптического сигнала с третьей длиной волны,
причем первая, вторая и третья оптические длины волн выбраны так, что значение зависящих от длины волны коэффициентов поглощения для указанной ткани на второй длине волны равняется среднему арифметическому значений зависящих от длины волны коэффициентов поглощения для указанной ткани на первой и третьей длинах волн;
указанный по меньшей мере один фильтр содержит первый фильтр (BPF) для фильтрации только второй длины волны и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на первый детектор (D1) оптического излучения указанного по меньшей мере одного детектора оптического излучения и второй фильтр (NO) для фильтрации только первой и третьей длин волн и для подачи отфильтрованного выходного сигнала на второй детектор (D2) оптического излучения указанного по меньшей мере одного детектора оптического излучения; а
устройство выполнено с возможностью вычитания друг из друга электрических выходных сигналов, сгенерированных первым и вторым детекторами (D1, D2) оптического излучения, для подавления указанного нежелательного компонента.
9. Устройство по п. 7 или 8, в котором указанный по меньшей мере один источник оптического излучения содержит первый источник (LED1) оптического излучения для генерирования первого оптического сигнала и второй источник (LED2) оптического излучения для генерирования второго оптического сигнала,
причем устройство дополнительно содержит контур (60) обратной связи для управления первым и вторым источниками (LED1, LED2) оптического излучения при выявлении остаточного количества нежелательного компонента.
10. Устройство по п. 7 или 8, которое дополнительно содержит
управляемый делитель (Q1, Q2) тока для регулирования соотношения электрических выходных сигналов первого и второго детекторов (D1, D2) оптического излучения на основании управляющего сигнала, сгенерированного контуром (62) обратной связи при обнаружении остаточного количества нежелательного компонента.
11. Устройство по п. 7 или 8, которое дополнительно содержит переключаемый интегрирующий усилитель для усиления сигнала, являющегося результатом вычитания электрических выходных сигналов.
12. Устройство по п. 11, в котором переключаемый интегрирующий усилитель предусмотрен в цепи преобразования «ток-время».
13. Устройство по п. 11, в котором размер и/или чувствительность первого и второго детекторов (D1, D2) оптического излучения изменены.
14. Способ оптической регистрации изменения коэффициента поглощения гемоглобина крови, находящегося в области ткани, включающий:
- передачу первого оптического сигнала первой длины волны и второго оптического сигнала второй длины волны к области ткани с помощью по меньшей мере одного источника (LED1; LED1, LED2) оптического излучения,
- выбор первой и второй длин волн так, чтобы изменение зависящего от длины волны коэффициента поглощения между первой длиной волны и второй длиной волны для гемоглобина крови отличалось более чем на 50 см-1 от соответствующего изменения зависящего от длины волны коэффициента поглощения для ткани, которая влияет на первый и второй оптические сигналы во время передачи, тогда как различие между первой и второй длинами волн составляет не более 30 нм;
- обнаружение первой части первого оптического сигнала, отраженного от области ткани или пропущенного через нее, и второй части второго оптического сигнала, отраженного от области ткани или пропущенного через нее, с помощью по меньшей мере одного детектора (D1; D1, D2) оптического излучения; и
- фильтрацию заданного компонента первой части первого оптического сигнала и заданного компонента второго оптического сигнала с помощью по меньшей мере одного фильтра (C; BPF1, BPF2; BPF, NO) так, что нежелательные компоненты, обусловленные указанной тканью, подавляются перед усилением и последующей обработкой сигнала.
RU2016150713A 2014-05-22 2015-05-12 Способ и устройство для оптической регистрации изменений ткани с повышенной точностью RU2696242C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP14169379.6 2014-05-22
EP14169379 2014-05-22
PCT/EP2015/060476 WO2015176999A1 (en) 2014-05-22 2015-05-12 Method and apparatus for optical sensing of tissue variation at increased accuracy

Publications (3)

Publication Number Publication Date
RU2016150713A RU2016150713A (ru) 2018-06-26
RU2016150713A3 RU2016150713A3 (ru) 2019-01-25
RU2696242C2 true RU2696242C2 (ru) 2019-07-31

Family

ID=50842048

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2016150713A RU2696242C2 (ru) 2014-05-22 2015-05-12 Способ и устройство для оптической регистрации изменений ткани с повышенной точностью

Country Status (6)

Country Link
US (1) US10433738B2 (ru)
EP (1) EP3145399A1 (ru)
JP (1) JP6509912B2 (ru)
CN (1) CN106456021B (ru)
RU (1) RU2696242C2 (ru)
WO (1) WO2015176999A1 (ru)

Families Citing this family (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3145399A1 (en) * 2014-05-22 2017-03-29 Koninklijke Philips N.V. Method and apparatus for optical sensing of tissue variation at increased accuracy
EP3087916B1 (en) * 2015-04-28 2023-09-20 Nokia Technologies Oy Physiological measurement sensor
US10952682B2 (en) 2015-07-19 2021-03-23 Sanmina Corporation System and method of a biosensor for detection of health parameters
US10932727B2 (en) 2015-09-25 2021-03-02 Sanmina Corporation System and method for health monitoring including a user device and biosensor
US10194871B2 (en) 2015-09-25 2019-02-05 Sanmina Corporation Vehicular health monitoring system and method
US9636457B2 (en) 2015-07-19 2017-05-02 Sanmina Corporation System and method for a drug delivery and biosensor patch
US10888280B2 (en) 2016-09-24 2021-01-12 Sanmina Corporation System and method for obtaining health data using a neural network
US10744261B2 (en) 2015-09-25 2020-08-18 Sanmina Corporation System and method of a biosensor for detection of vasodilation
US10750981B2 (en) 2015-09-25 2020-08-25 Sanmina Corporation System and method for health monitoring including a remote device
US10736580B2 (en) 2016-09-24 2020-08-11 Sanmina Corporation System and method of a biosensor for detection of microvascular responses
US9788767B1 (en) 2015-09-25 2017-10-17 Sanmina Corporation System and method for monitoring nitric oxide levels using a non-invasive, multi-band biosensor
US10321860B2 (en) 2015-07-19 2019-06-18 Sanmina Corporation System and method for glucose monitoring
US10973470B2 (en) 2015-07-19 2021-04-13 Sanmina Corporation System and method for screening and prediction of severity of infection
US10945676B2 (en) 2015-09-25 2021-03-16 Sanmina Corporation System and method for blood typing using PPG technology
WO2017160766A1 (en) * 2016-03-14 2017-09-21 Analog Devices, Inc. Optical evaluation of skin type and condition
US20170261427A1 (en) * 2016-03-14 2017-09-14 Analog Devices, Inc. Optical measurements of chemical content
US11209358B2 (en) 2016-03-14 2021-12-28 Analog Devices, Inc. Blocking specular reflections
CN109328031A (zh) * 2016-06-24 2019-02-12 皇家飞利浦有限公司 用于生命体征检测的系统和方法
JP6857484B2 (ja) * 2016-10-27 2021-04-14 日本光電工業株式会社 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法
US10912469B2 (en) * 2017-05-04 2021-02-09 Garmin Switzerland Gmbh Electronic fitness device with optical cardiac monitoring
US11944416B2 (en) 2017-07-26 2024-04-02 Nitto Denko Corporation Photoplethysmography (PPG) apparatus and method for determining physiological changes
KR102534851B1 (ko) 2017-12-29 2023-05-18 삼성전자주식회사 생체 정보 측정 장치 및 방법
CN108420411B (zh) * 2018-01-24 2021-01-19 广东乐心医疗电子股份有限公司 信号处理方法及电子设备
US10466783B2 (en) 2018-03-15 2019-11-05 Sanmina Corporation System and method for motion detection using a PPG sensor
EP3581091A1 (en) * 2018-06-12 2019-12-18 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining at least one vital sign of a subject
CN112672680A (zh) * 2018-09-11 2021-04-16 皇家飞利浦有限公司 用于牙龈炎检测的大动态范围检测器
US20210401332A1 (en) * 2018-11-15 2021-12-30 My-Vitality Sàrl Self-monitoring and care assistant for achieving glycemic goals
EP3666176A1 (en) * 2018-12-14 2020-06-17 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for detecting tissue inflammation
EP3669764A1 (en) * 2018-12-19 2020-06-24 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining at least one vital sign of a subject
US11857299B2 (en) 2018-12-27 2024-01-02 Polar Electro Oy Wearable heart activity sensor device
EP3745103B1 (en) 2019-05-29 2023-05-24 IMEC vzw Light-to-digital converter
CN112806972B (zh) * 2019-11-18 2023-04-07 Oppo广东移动通信有限公司 Ppg测量电路和方法、可穿戴电子设备
JP2021153613A (ja) * 2020-03-25 2021-10-07 ソニーグループ株式会社 測定装置および測定方法
CN113545762B (zh) * 2020-04-23 2023-12-19 疆域康健创新医疗科技成都有限公司 血压测量方法和血压测量装置
KR20220075759A (ko) 2020-11-30 2022-06-08 삼성전자주식회사 분석물의 성분 추정 장치 및 방법
CN114569102A (zh) * 2020-11-30 2022-06-03 华为技术有限公司 生物特征参数的测量方法和装置
US20220200642A1 (en) * 2020-12-23 2022-06-23 Intel Corporation Communication device
US20220225006A1 (en) * 2021-01-14 2022-07-14 Apple Inc. Electronic Devices With Skin Sensors

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030036685A1 (en) * 2000-04-27 2003-02-20 Vitalsines International, Inc. Physiological signal monitoring system
RU47201U1 (ru) * 2005-03-28 2005-08-27 Малков Игорь Сергеевич Устройство для исследования гемодинамики внутренних органов
WO2007122375A2 (en) * 2006-04-11 2007-11-01 The University Of Nottingham Photoplethysmography

Family Cites Families (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3116255B2 (ja) * 1992-09-18 2000-12-11 日本光電工業株式会社 パルスオキシメータ
US5830137A (en) * 1996-11-18 1998-11-03 University Of South Florida Green light pulse oximeter
EP1041923A1 (en) * 1997-12-22 2000-10-11 BTG INTERNATIONAL LIMITED (Company No. 2664412) Artefact reduction in photoplethysmography
JP3815119B2 (ja) * 1999-05-17 2006-08-30 カシオ計算機株式会社 生体信号検出装置
JP2002303576A (ja) 2001-04-05 2002-10-18 Nippon Colin Co Ltd 酸素飽和度測定装置
US7023005B2 (en) * 2001-12-21 2006-04-04 Texas Instruments Incorporated Gain compensation for optocoupler feedback circuit
US6997879B1 (en) * 2002-07-09 2006-02-14 Pacesetter, Inc. Methods and devices for reduction of motion-induced noise in optical vascular plethysmography
KR100571811B1 (ko) 2003-05-09 2006-04-17 삼성전자주식회사 귀속형 생체 신호 측정 장치
JP4385677B2 (ja) * 2003-08-05 2009-12-16 セイコーエプソン株式会社 生体情報計測装置
JP4679868B2 (ja) 2004-09-30 2011-05-11 株式会社リコー 投射装置
US7865223B1 (en) * 2005-03-14 2011-01-04 Peter Bernreuter In vivo blood spectrometry
WO2008116835A1 (de) 2007-03-23 2008-10-02 Enverdis Gmbh Verfahren zur kontinuierlichen nichtinvasiven bestimmung der konzentration von blutbestandteilen
JP5029150B2 (ja) * 2007-06-06 2012-09-19 ソニー株式会社 生体情報取得装置および生体情報取得方法
US8419649B2 (en) 2007-06-12 2013-04-16 Sotera Wireless, Inc. Vital sign monitor for measuring blood pressure using optical, electrical and pressure waveforms
US8718980B2 (en) 2009-09-11 2014-05-06 Qualcomm Incorporated Method and apparatus for artifacts mitigation with multiple wireless sensors
WO2011076886A2 (en) 2009-12-23 2011-06-30 Delta, Dansk Elektronik, Lys Og Akustik A monitoring device
JP5531715B2 (ja) * 2010-03-30 2014-06-25 コニカミノルタ株式会社 生体情報測定装置および該方法
US8743354B2 (en) * 2010-09-07 2014-06-03 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Shrouded sensor clip assembly and blood chamber for an optical blood monitoring system
JP5844389B2 (ja) 2011-02-09 2016-01-13 マサチューセッツ インスティテュート オブ テクノロジー 耳装着型の複数バイタルサインのモニタ
SG184595A1 (en) 2011-03-25 2012-10-30 Nitto Denko Corp A method of measuring an artefact removed photoplethysmographic (ppg) signal and a measurement system
CN102499694B (zh) * 2011-09-22 2013-11-27 中国人民解放军第三军医大学野战外科研究所 用于消除血氧饱和度监测干扰的方法
US10092226B2 (en) 2011-12-23 2018-10-09 General Electric Company Method, arrangement, sensor, and computer program product for non-invasively measuring hemoglobin concentrations in blood
US9649055B2 (en) 2012-03-30 2017-05-16 General Electric Company System and methods for physiological monitoring
US9220409B2 (en) 2012-05-31 2015-12-29 Covidien Lp Optical instrument with ambient light removal
CN103027690B (zh) * 2012-11-28 2014-08-27 华中科技大学 一种基于自相关建模法的低灌注血氧饱和度测量方法
US9537473B2 (en) * 2014-03-13 2017-01-03 Massachusetts Institute Of Technology Digitally assisted analog dynamic range enhancer
EP3145399A1 (en) * 2014-05-22 2017-03-29 Koninklijke Philips N.V. Method and apparatus for optical sensing of tissue variation at increased accuracy
JP2017525440A (ja) * 2014-07-30 2017-09-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． スペクトル変調を用いたヘモグロビンの検出及びフォトプレチスモグラフィ

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030036685A1 (en) * 2000-04-27 2003-02-20 Vitalsines International, Inc. Physiological signal monitoring system
RU47201U1 (ru) * 2005-03-28 2005-08-27 Малков Игорь Сергеевич Устройство для исследования гемодинамики внутренних органов
WO2007122375A2 (en) * 2006-04-11 2007-11-01 The University Of Nottingham Photoplethysmography

Also Published As

Publication number Publication date
US10433738B2 (en) 2019-10-08
JP6509912B2 (ja) 2019-05-08
CN106456021B (zh) 2019-11-01
WO2015176999A1 (en) 2015-11-26
RU2016150713A (ru) 2018-06-26
US20170055860A1 (en) 2017-03-02
RU2016150713A3 (ru) 2019-01-25
CN106456021A (zh) 2017-02-22
EP3145399A1 (en) 2017-03-29
JP2017516533A (ja) 2017-06-22
US20170325699A9 (en) 2017-11-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2696242C2 (ru) Способ и устройство для оптической регистрации изменений ткани с повышенной точностью
JP6455994B2 (ja) フォトプレチスモグラフィセンサ装置及び方法
US4800885A (en) Blood constituent monitoring apparatus and methods with frequency division multiplexing
EP2861131B1 (en) Photoplethysmographic device and method.
US20040030231A1 (en) Oximeter with nulled op-amp current feedback
CN107683104B (zh) 生理测量传感器
US8504130B2 (en) Non-interfering physiological sensor system
WO2007122375A3 (en) Photoplethysmography
CN110650684B (zh) 用于光学监测系统的电路装置和用于光学监测的方法
US10925497B2 (en) Circuit arrangement for an optical monitoring system and method for optical monitoring
US10039498B2 (en) Optical spectroscopy system using pipeline-structured matched filter and dual-slope analog digital converter and method for controlling the optical spectroscopy system
Caizzone et al. Ac/dc ratio enhancement in photoplethysmography using a pinned photodiode
RU2696422C2 (ru) Система и способ оптического анализа
US10667756B2 (en) Optical spectroscopy system using matched filter-based broadband signal receiver for stable data extraction, and method for controlling the optical spectroscopy system
JP2007105133A (ja) 受光装置
Theodor et al. Lock-in amplification for implantable multiwavelength pulse oximeters
EP3501379A1 (en) Detector arrangement suited for optical sensors
US9936885B1 (en) Apparatus for ambient noise cancellation in PPG sensors
JPH04158843A (ja) パルス式非侵入型オキシメータとその測定技術