DE602005005964T2

DE602005005964T2 - Techniken zum nachweis von herzpulsen und verringerung des stromverbrauchs in sensoren

Info

Publication number: DE602005005964T2
Application number: DE602005005964T
Authority: DE
Inventors: Brad Alameda NORDSTROM; William Livermore SHEA; Ethan Castro Valley PETERSEN
Original assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Current assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Priority date: 2004-02-25
Filing date: 2005-02-25
Publication date: 2009-05-20
Anticipated expiration: 2025-02-26
Also published as: DE602005005964D1; US7162288B2; CA2556724A1; WO2005082240A1; EP1722674A1; CA2556724C; CN1929777A; ATE391454T1; US7499740B2; EP1722674B1; MXPA06009754A; ES2306122T3; AU2005216976A1; US20070208240A1; JP4756027B2; JP2007523732A; US20050187446A1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Techniken zum Detektieren von Herzpulsen und Verringern des Stromverbrauchs in Sensoren und Oxymetersystemen, und spezieller Techniken zum Unterscheiden von Herzpulsen in einem Sensorsignal von Rauschen und Justieren eines an lichtemittierende Elemente bereitgestellten Ansteuerungsstroms in Antwort auf ein Signal-Rausch-Verhältnis des Pulses, um Stromverbrauch zu verringern.
Pulsoxymetrie ist eine Technologie, die typischerweise verwendet wird, um verschiedene Blutchemie-Charakteristiken zu messen, umfassend, jedoch nicht beschränkt auf, die Blutsauerstoffsättigung von Hämoglubin in arteriellem Blut, das Volumen der individuellen Blutpulsationen, die das Gewebe versorgen, und die Rate der Blutpulsationen, korrespondierend mit jedem Herzschlag eines Patienten.
Eine Messung dieser Charakteristiken wurde bewerkstelligt mittels eines nichtinvasiven Sensors. Der Sensor weist eine Lichtquelle wie beispielsweise eine lichtemittierende Diode (LED) auf, die Licht durch einen Teil des Gewebes des Patienten streut, wo Blut das Gewebe perfundiert. Der Sensor weist auch einen Photodetektor auf, der photoelektrisch die Absorption von Licht bei verschiedenen Wellenlängen im Gewebe erfasst. Der Photodetektor erzeugt ein Pulsoxymetersignal, das die Menge des vom Blut absorbierten Lichts anzeigt. Die Menge des absorbierten Lichts wird dann verwendet, um die Menge des zu messenden Blutbestandteils zu berechnen.
Das Licht, das durch das Gewebe gestreut wird, wird derart ausgewählt, dass es von einer oder mehreren Wellenlängen ist, die vom Blut in einer Menge absorbiert werden, die repräsentativ für die Menge des im Blut vorliegenden Blutbestandteils ist. Die Menge an transmittiertem Licht, gestreut durch das Gewebe, wird gemäß der sich verändernden Menge des Blutbestandteils im Gewebe und der damit verbundenen Lichtabsorption variieren.
Zum Messen des Blutsauerstoffgehalts weisen Oxymetersensoren typischerweise eine Lichtquelle auf, die angepasst ist, um Licht von zumindest zwei verschiedenen Wellenlängen zu erzeugen, sowie Photodetektoren, die empfindlich auf diese Wellenlängen sind, gemäß bekannten Techniken zum Messen von Blutsauerstoffsättigung. Ein typisches Pulsoxymeter wird alternierend den Patienten mit rotem und infrarotem Licht mittels zwei LEDs bestrahlen, um zwei verschiedene Detektorsignale zu erhalten.
Das vom Photodetektor erzeugte Pulsoxymetersignal enthält üblicherweise Komponenten von Rauschen, das durch die Elektronik des Oxymeters, durch den Patienten und durch die Umgebung eingeführt wird. Rauschende Signale weisen ein niedrigeres Signal-Rausch-Verhältnis auf. Ein Pulsoxymeter kann die Blutsauerstoffsättigung nicht akkurat identifizieren, wenn das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals zu niedrig ist.
Die US 6,356,771 B1 offenbart ein Verfahren zum Betrieb eines Oxymetersensors, das es ermöglicht, dass ein Lichtemitter bei seiner maximal zulässigen Intensität betrieben wird, um ein Signal-Rausch-Verhältnis zu maximieren.
Um das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals zu verbessern, wird ein Pulsoxymetersystem typischerweise die LEDs mit einem beträchtlichen Strom ansteuern. Ein Servo im Pulsoxymeter wird typischerweise soviel Strom wie möglich durch die LEDs treiben, ohne zu bewirken, dass das Oxymeter überlastet wird (d. h. angetrieben auf volle Leistung). Der große Ansteuerungsstrom bewirkt, dass die LEDs mehr Licht erzeugen und mehr Leistung verbrauchen. Da der Photodetektor in der Lage ist, mehr vom Licht der LEDs zu erfassen, ist das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals höher.
Das Erhöhen des Ansteuerungsstroms der LEDs zum Verbessern des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals bewirkt, dass das System eine unerwünscht große Energiemenge verbraucht. Die große Menge des Energieverbrauchs kann ein Problem für Oxymetersysteme sein, die batteriebetrieben sind.
Es wäre daher wünschenswert, Pulsoxymetersysteme bereitzustellen, die weniger Energie bzw. Strom verbrauchen, ohne dass das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals negativ beeinträchtigt wird. Dieses Ziel kann durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche erreicht werden. Weitere Verbesserungen sind in den abhängigen Ansprüchen charakterisiert.
Die vorliegende Erfindung stellt CPU-Zyklus-effiziente Techniken zum Erfassen von Herzpulsen in einem Signal von einem Sensor bereit. Das Sensorsignal kann beispielsweise ein Pulsoxymetersignal sein, das von einem Photodetektor in einem Pulsoxymetersensor erzeugt wird. Die Signalkomponente des Sensorsignals wird durch Identifizieren von potentiellen systolischen Übergängen des Herzzyklus gemessen. Die systolischen Übergänge werden detektiert mittels eines differenzierenden mittelwertbildenden Schemas. Das gleitende Minimum und das gleitende Maximum der durchschnittlichen Ableitung werden mit einer skalierten Summe des Minimums und Maximums verglichen, um die systolischen Übergänge zu identifizieren. Die systolischen Übergänge korrespondieren mit einer Signalkomponente des Sensorsignals. Die Signalkomponente wird mit einer Rauschkomponente verglichen, um das Signal-Rausch-Verhältnis des Signals zu bestimmen.
Die vorliegende Erfindung stellt auch Techniken zum Verringern des Stromverbrauchs in einem Sensor bereit. Nachdem das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymeters bestimmt worden ist, wird das Signal-Rausch-Verhältnis mit einem Schwellwert verglichen. In Antwort auf die Ausgabe des Vergleichs wird der Ansteuerungsstrom von lichtemittierenden Elementen im Sensor dynamisch justiert, um den Stromverbrauch zu reduzieren und das Signal-Rausch-Verhältnis bei einem adäquaten Niveau für eine Signalverarbeitung zu halten.
Die vorliegende Erfindung stellt auch Techniken zum Erfassen und Justieren der Verstärkung eines Transimpedanz-Verstärkers bereit, um den Effekt von Umgebungsrauschen in einem Sensor zu verringern. Eine Verstärkungssteuerungsrückkopplungsschleife erfasst die Größe des Sensorsignals, wenn die lichtemittierenden Elemente aus sind. Die Verstärkungssteuerungsschleife kann diese Informationen einschließen, um effektiv die Verstärkung des Transimpedanz-Verstärkers zu steuern.
Für ein weiteres Verständnis der Natur und der Vorteile der Erfindung sollte auf die folgende Beschreibung, zusammengenommen mit den beigefügten Zeichnungen, Bezug genommen werden.
1 stellt ein Blockdiagramm eines Pulsoxymetersystems mit verringertem Stromverbrauch gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar;
2 ist ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zum Identifizieren der systolischen Periode eines Pulsoxymetersignals gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
3A–3C sind Graphen, die darstellen, wie systolische Übergänge in Pulsoxymetersignalen gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung identifiziert werden; und
4 stellt einen Teil eines Pulsoxymetersystems mit einem Transimpedanz-Verstärker, einem Sigma-Delta-Modulator, einem Analog-Digital-Konverter und einer Verstärkungssteuerungsrückkopplungsschleife gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar.
Die Techniken der vorliegenden Erfindung können im Kontext eines Pulsoxymetersystems verwendet werden. Ein Pulsoxymetersystem empfängt ein Pulsoxymetersignal von einem Photodetektor in einem Pulsoxymetersensor. 1 stellt ein Blockdiagramm eines Pulsoxymetersystems gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar. Das Pulsoxymetersystem umfasst einen Oxymetersensor 101.
Ein Oxymetersensor der vorliegenden Erfindung kann jede beliebige geeignete Anzahl von lichtemittierenden Elementen verwenden. Beispielsweise kann ein Sensor der vorliegenden Erfindung 1, 2, 3 oder 4 lichtemittierende Elemente aufweisen. Im Beispiel von 1 weist Sensor 101 zwei LEDs 110 und 111 auf, die zwei verschiedene Wellenlängen von Licht emittieren.
Der Sensor 101 umfasst ferner einen Photodetektor 112, der Licht von den LEDs 110 und 111 erfasst, nachdem das Licht durch das Gewebe des Patienten passiert bzw. hindurchgetreten ist. Das Pulsoxymetersystem umfasst auch eine Rückkopplungsschleifenschaltung 120 und eine LED-Ansteuerungsschnittstelle 104. Die Rückkopplungsschleifenschaltung 120 umfasst einen Pulsdetektionsblock 102 und einen Schwellwertvergleichsblock 103.
Der Photodetektor 112 transmittiert das Pulsoxymetersignal zum Pulsdetektionsblock 102. Der Pulsdetektionsblock 102 weist ein Servo auf, das die Signalkomponente des Pulsoxymetersignals durch Identifizieren der systolischen Übergänge misst. Der Pulsdetektionsblock 102 und der Schwellwertvergleichsblock 103 bilden eine Rückkopplungsschleife 120 um den Sensor, um den Ansteuerungsstrom der LEDs und das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals zu steuern, wie im Detail unten diskutiert wird.
Ein Herzpuls kann in eine diastolische und systolische Periode geteilt werden. Die systolische Periode ist typischerweise charakterisiert durch eine rapide Änderung im Wert aufgrund der Kontraktion des Herzens. Die diastolische Periode ist typischerweise charakterisiert durch eine graduelle Änderung im Wert aufgrund der Relaxation und Wiederauffüllung der Herzkammern.
Systolische Übergänge im Pulsoxymetersignal werden mittels eines dreistufigen Maximum- und Minimum-ableitenden mittelwertbildenden Schemas detektiert, das in näherem Detail unten diskutiert ist. Qualifikationsroutinen werden dann verwendet, um falsche Positive herauszufiltern. Die resultierenden Daten enthalten die systolischen Übergänge separiert von den nicht-systolischen Perioden im Pulsoxymetersignal.
Der Pulsdetektionsblock 102 vergleicht dann die Amplitude des systolischen Teils des Pulsoxymetersignals mit einer Rauschkomponente, um einen Wert für das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals zu erzeugen. Anschließend vergleicht ein Schwellwertvergleichsblock 103 dieses Signal-Rausch-Verhältnis mit einem Schwellwertniveau, um zu bestimmen, ob das Signal-Rausch-Verhältnis hoch genug ist, derart dass das Pulsoxymetersignal verwendet werden kann, um exakt die Pulsrate und Sauerstoffsättigung zu berechnen. Zu viel Rauschen macht die Pulsraten- und Sauerstoffsättigungsinformationen im Signal undeutlich. Rauschen kann das Signal bis zu dem Punkt verschlechtern, dass es nicht verwendet werden kann, um exakt eine Pulsrate oder Sauerstoffsättigung zu berechnen.
Der Schwellwertvergleichsblock 103 enthält vorzugsweise zwei hysteretische Schwellwertniveaus. In dieser Ausführungsform erfasst der Schwellwertvergleichsblock 103, ob das Signal-Rausch-Verhältnis größer ist als ein maximales Schwellwertniveau oder niedriger als ein maximales Schwellwertniveau. Als ein Beispiel kann das maximale Schwellwertniveau ein Signal-Rausch-Verhältnis von 128:1 repräsentieren und das minimale Schwellwertniveau kann ein Signal-Rausch-Verhältnis von 8:1 repräsentieren. Dies sind lediglich zwei Beispiele von Schwellwertniveaus. Sie sollen nicht den Umfang der vorliegenden Erfindung beschränken. Oxymetersysteme des Standes der Technik beispielsweise arbeiten bei einem Signal-Rausch-Verhältnis von 10000:1 oder höher, da sie die LEDs so hell wie möglich betreiben.
Wenn das Signal-Rausch-Verhältnis größer als das maximale Schwellwertniveau ist, sendet der Schwellwertvergleichsblock 103 ein Signal an die LED-Ansteuerungsschnittstelle 104, um den LED-Strom zu reduzieren. Basierend auf dem Wert des Signal-Rausch-Verhältnisses kann der Schwellwertvergleichsblock 103 bestimmen, wieviel der LED-Ansteuerungsstrom verringert werden muss, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verringern, während das Signalniveau innerhalb der minimalen und maximalen Schwellwertniveaus gehalten wird. Die LED-Ansteuerungsschnittstelle 104 antwortet durch Verringern des LED-Ansteuerungsstroms auf den vom Schwellwertvergleichsblock 103 angegebenen Wert.
Die Rückkopplungsschleife überwacht kontinuierlich das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals und justiert dynamisch den LED-Ansteuerungsstrom und die anschließende Systemverstärkung, bis das Signal-Rausch-Verhältnis niedriger ist als der maximale Schwellwert. Das Oxymetersystem spart Energie durch wesentliches Verringern des LED-Ansteuerungsstroms (relativ zu Systemen des Standes der Technik), während das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals innerhalb eines akzeptablen Bereichs gehalten wird.
Das Signal-Rausch-Verhältnis kann auch aus einer Reihe von Gründen zu weit fallen. Beispielsweise kann das Rauschen im Pulsoxymeter zunehmen oder die Stärke der Signalkomponente kann abnehmen, wenn die Blutsauerstoffsättigung des Patienten abnimmt. In jedem Fall erfasst das System von 1, wenn die Größe des Pulsoxymetersignals zu niedrig ist und erhöht den LED-Ansteuerungsstrom dementsprechend.
Wenn das Signal-Rausch-Verhältnis niedriger ist als das minimale Schwellwertniveau, sendet der Schwellwertvergleichsblock 103 ein Signal an die LED-Ansteuerungsschnittstelle 104, um den LED-Strom zu erhöhen. Basierend auf dem Wert des Signal-Rausch-Verhältnisses kann der Schwellwertvergleich bestimmen, wie viel der LED-Ansteuerungsstrom erhöht werden muss, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu erhöhen, während das Signal innerhalb der minimalen und maximalen Schwellwertniveaus gehalten wird. Die LED-Ansteuerungsschnittstelle 104 antwortet durch Erhöhen des LED-Ansteuerungsstroms auf den vom Schwellwertvergleichssystem angegebenen Wert.
Die Rückkopplungsschleife überwacht kontinuierlich das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals und justiert dynamisch den LED-Ansteuerungsstrom, bis das Signal-Rausch-Verhältnis größer ist als das minimale Schwellwertniveau. Der minimale Schwellwert gibt einen minimalen zulässigen Wert für das Signal-Rausch-Verhältnis an, für den die Pulsrate und die Sauerstoffsättigung exakt berechnet werden können.
Wenn das Signal-Rausch-Verhältnis zwischen die minimalen und maximalen Schwellwertniveaus fällt, halt das Oxymetersystem den LED-Ansteuerungsstrom bei einem stabilen Wert. Das Oxymetersystem halt einen Gleichgewichtzustand, bis sich das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals außerhalb des Bereichs der Schwellwerte bewegt. Folglich enthält ein Oxymetersystem der vorliegenden Erfindung eine dynamische Rückkopplungsschleife wie in 1 gezeigt. Die dynamische Rückkopplungsschleife justiert automatisch den Ansteuerungsstrom der LEDs, um den Stromverbrauch im Sensor zu reduzieren und um das Signal-Rausch-Verhältnis bei einem akzeptablen Niveau zum Zwecke der exakten Berechnung von Blutsauerstoffsättigungsniveaus zu halten.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hält die Hardware für das Servo im Pulsdetektionsblock 102 eine voraussagbare Beziehung zwischen der Leistung, die die LED-Ansteuerung 104 zum Ansteuern der LEDs unternimmt, und der abgestrahlten Ausgabeleistung, die tatsächlich von den LEDs erzeugt wird. Durch Bereitstellen einer voraussagbaren Beziehung zwischen der Eingabe- und Ausgabeleistung ist es wahrscheinlicher, dass die Rückkopplungsschleife die Sauerstoffsättigung vom Pulsoxymetersignal in signifikant geringerer Zeit erlangt, wobei weniger Anwendungen des Servos erforderlich sind.
Wenn die Verstärkung des Pulsoxymetersignals erhöht wird, erhöht sich im Allgemeinen die Signalkomponente schneller als die Rauschkomponente (zumindest bis zu einem Punkt unterhalb der höchsten Verstärkungseinstellungen). Der Effekt, der das Erhöhen der Verstärkung des Pulsoxymetersignals auf das Signal-Rausch-Verhältnis in einem speziellen System hat, sollte verstanden werden. Gewisse Kombinationen von Verstärkung können bewirken, dass mehr Rauschen im Pulsoxymetersignal vorhanden ist. Deshalb machen sich die Verstärkungsstufen im Pulsdetektionsblock vorzugsweise Charakteristiken der Verstärkungs-Rausch-Variabilität zunutze.
Beispielsweise wird das Signal vom Photodetektor, das mittels eines Analog-Digital-Konverters abgetastet wird, in einen Verstärkungsblock geführt. Der Verstärkungsblock umfasst mehrere Verstärkungsstufen, um eine bekannte Antwort zu erzielen. Das Rauschen wird bei jeder der Verstärkungsstufen gemessen und dann für eine spätere Verwendung zum Berechnen des Signal-Rausch-Verhältnisses gespeichert.
Techniken zum Identifizieren der systolischen Teile eines Pulsoxymetersignals, erzeugt von einem Oxymetersensor, werden nun diskutiert. Die Systolenidentifikation der vorliegenden Erfindung verwendet ein dreistufiges Maximum- und Minimum-ableitendes mittelwertbildendes Schema, um Herzsystolenereignisse zu detektieren.
2 stellt ein Verfahren zum Identifizieren der systolischen Periode eines Pulsoxymetersignals dar. Im ersten Schritt 201 wird der gleitende Mittelwert der Ableitung des Pulsoxymetersignals gefunden. Im zweiten Schritt 202 wird der gleitende Mittelwert der Ausgabe des ersten Schritts 201 gefunden. Im dritten Schritt 203 wird der gleitende Mittelwert der Ausgabe des zweiten Schritts 202 gefunden.
Als Nächstes werden das gleitende Maximum und das gleitende Minimum der Ausgabe des dritten Schritts bei Schritt 204 gefunden. Bei Schritt 205 werden Systolenübergänge detektiert durch Vergleichen dieses gleitenden Minimums und gleitenden Maximums mit einer skalierten Summe des gleitenden Minimums und Maximums. Beispielsweise kann die skalierte Summe der gleitenden Minimum- und Maximum-Werte eine Teilsumme der minimalen und maximalen gleitenden Mittelwerte sein.
Wenn die minimale Ausgabe von Schritt 204 weniger als eine Teilsumme der maximalen und minimalen gleitenden Mittelwerte wird, bestimmt das System, dass das Pulsoxymetersignal in eine Systole tritt. Wenn die maximale Ausgabe von Schritt 204 mehr als eine Teilsumme der maximalen und minimalen gleitenden Mittelwerte wird, bestimmt das System, dass das Pulsoxymetersignal eine Systole verlässt.
Die zwei vorbestimmten Teilsummen können ausgewählt sein, dass sie beliebige geeignete Werte sind. Als ein spezielles Beispiel kann das System bestimmen, dass das Pulsoxymetersignal in eine Systole tritt, wenn die Ausgabe der Minimum-Ableitung geringer als 1/16 der Summe der minimalen und maximalen gleitenden Mittelwerte der dritten Stufe wird. Als ein weiteres Beispiel kann das System bestimmen, dass das Pulsoxymetersignal eine Systole verlässt, wenn die Ausgabe der Minimum-Ableitung mehr als 1/18 der Summe der maximalen und minimalen gleitenden Mittelwerte der dritten Stufe wird. Diese zwei Beispiele sollen den Umfang der vorliegenden Erfindung nicht beschränken. Viele andere Teilwerte können auch verwendet werden, um Systolenübergänge zu identifizieren.
Diese Techniken der vorliegenden Erfindung können Pulse mittels CPU-, RAM- und ROM-effizienter Algorithmen detektieren. Minimale Prozessorressourcen werden benötigt, um Oxymetrieberechnungen mit einem vergleichbaren Grad an Sättigung und Pulsratenleistung wie die Oxymetertechnologie des Standes der Technik durchzuführen.
Beispielwellenformen für die Ergebnisse dieser Berechnungen sind in 3A gezeigt. Die Wellenform 303 ist ein Beispiel der Ableitung eines Pulsoxymetersignals. Die Wellenformen 301 und 304 sind jeweils Beispiele des minimalen und maximalen gleitenden Mittelwerts des Pulsoxymetersignals. Die Wellenform 302 ist ein Beispiel des Ausgabesignals des dreistufigen gleitenden Mittelwerts.
Die Ausgabe des gleitenden Mittelwerts ist eine geglättete und verzögerte Version der Ableitung des Pulsoxymetersignals. Die minimale Ausgabe folgt den negativ-gehenden Trends und bleibt hinter den positiv-gehenden Trends zurück. Die maximale Ausgabe folgt den positiv-gehenden Trends und bleibt hinter den negativ-gehenden Trends zurück. Diese Beziehungen sind der Schlüssel zum Detektieren von potentiellen systolischen Herzperioden.
3B zeigt Beispiele vom minimalen gleitenden Mittelwert 301 mit einer Wellenform 313, die 1/16 der Summe der minimalen und maximalen gleitenden Mittelwerte der dritten Stufe repräsentiert. 3B zeigt auch ein Beispiel einer Wellenform 312, die 1/18 der Summe des minimalen und maximalen gleitenden Mittelwerts der dritten Stufe repräsentiert.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden die Wellenformen 312 und 313 mit der minimalen gleitenden Mittelwertswellenform 301 bei Schritt 205 verglichen, um die systolische Periode des Pulsoxymetersignals zu identifizieren. Alternativ können andere skalierte Summen für die minimalen und/oder maximalen gleitenden Mittelwerte verwendet werden, um systolische Perioden im Pulsoxymetersignal zu identifizieren. Der Beginn und das Ende einer Systole im Signal 301 werden in 3B identifiziert. Die Periode zwischen Kreuzungspunkten von Signal 301 und Signalen 312/313 definiert die systolische Periode.
Wenn auf das Originalpulsoxymetersignal 320 angewendet, ist die Identifikation einer systolischen Periode in 3C gezeigt. Die systolische Periode umfasst die Zeit zwischen dem Peak (d. h. Maximalwert) und dem anschließenden Tal (d. h. Minimalwert) des Pulsoxymetersignals 320. Die tatsächliche systolische Periode ist in 3C identifiziert, genauso wie die dichrotische Kerbe des nächsten Pulses.
Nachdem die systolische Periode identifiziert worden ist, werden Qualifikationstests bezüglich einzigartiger Pulse basierend auf typischen physiologischen Pulscharakteristiken auf den Systolenpuls bei Schritt 206 angewendet. Die vollständigen Pulsqualifikationstests entfernen falsche positive systolische Detektionen (z. B. die dichrotische Kerbe) und Pulse, die ein unangemessenes Signal-Rausch-Verhältnis aufweisen. Falsche Positive sind Teile des Signals, die fälschlich als systolische Übergänge in Schritt 205 identifiziert werden. Pulsqualifikationen werden im Schritt 206 verwendet, um im Schritt 205 identifizierte falsche Positive herauszufiltern. Die Schritte von 2 können in Software oder Hardware implementiert sein.
Pulsqualifikationstests qualifizieren Herzpulse im Pulsoxymetersignal. Die Pulsqualifikationstests sind entworfen, um Herzpulse zu identifizieren, die ein angemessenes Signal-Rausch-Verhältnis für eine Verwendung beim Messen der Pulsrate und Blutsauerstoffsättigung aufweisen. Die Pulsqualifikationstests können jede beliebige Anzahl von Techniken umfassen, einschließlich herkömmlicher Pulsqualifikationstechniken.
Manche Beispiele von Pulsqualifikationstests gemäß speziellen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nun diskutiert. Die Qualifikationstests sind Vergleiche von speziellen Pulscharakteristiken mit bestimmten Schwellwerten. Beispielsweise vergleichen die Pulsqualifikationen den systolischen Bereich, die Breite und die Anzahl von Sub-Peaks mit festen Schwellwerten. Diastolischer Bereich, Breite und Anzahl von Sub-Peaks werden mit Schwellwerten verglichen. Systolischer Bereich und Breite werden mit diastolischem Bereich und Breite verglichen. Pulsbereich und -breite werden mit Schwellwerten verglichen. Alle der Obigen werden individuell mit den letzten N detektierten Pulsen verglichen.
Pulse, die diese Qualifikationen bestehen, können verwendet werden, um die Pulsrate zu messen. Um die systolischen Perioden für Sauerstoffsättigungsberechnungen zu qualifizieren, werden die folgenden zusätzlichen Qualifikationen verwendet. Die Verzögerungs-/Vorlaufzeit zwischen der Infrarot- und Rotpulsdetektion werden verglichen. Die Pulsgröße wird mit den N qualifizierten Pulsen verglichen. Der statistisch signifikante Koeffizient des Best-fit-Linienplots des gleitenden Mittelwerts zwischen den infraroten und den roten Signalen wird mit festen Schwellwerten verglichen. Die Sättigungsänderungsrate wird mit festen Schwellwerten verglichen. Pulse, die diese zusätzlichen Qualifikationen bestehen, können verwendet werden, um die Sauerstoffsättigung zu messen.
Nachdem die Pulsqualifikationstests falsche Positive herausgefiltert haben, werden die systolischen Perioden identifiziert. Die systolischen Perioden repräsentieren eine Signalkomponente des Pulsoxymetersignals. Das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals wird durch Vergleichen der Stärke der systolischen Periode mit der Rauschkomponente des Pulsoxymetersignals berechnet.
Gemäß einer Ausführungsform wird die Rauschkomponente eines Pulsoxymetersensors berechnet, bevor ein separates Instrument verwendet wird, das Rauschen im Pulsoxymetersignal bei verschiedenen Verstärkungswerten misst. Die gemessene Rauschkomponente wird dann in einem Speicher für eine spätere Verwendung gespeichert. Die gespeicherte Rauschkomponente wird anschließend mit der Größe des systolischen Pulses für einen speziellen Verstärkungswert verglichen, um das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals zu bestimmen. Gemäß einer weiteren Ausführungsform werden dynamische Messungen des Rauschens des Pulsoxymetersystems durchgeführt. Diese Rauschmessungen können elektrisches Rauschen, Umgebungsrauschen verursacht durch Umgebungslicht und/oder Rauschen (z. B. Bewegung) verursacht durch den Patienten umfassen. Die dynamische Rauschmessung wird kontinuierlich während des gesamten Betriebs des Pulsoxymetersensors aktualisiert. Eine aktualisierte Rauschkomponente wird kontinuierlich mit dem Puls zum Berechnen eines genaueren Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals verglichen.
Sobald das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals berechnet worden ist, wird eine Bestimmung gemacht, ob das Signal-Rausch-Verhältnis in einen akzeptablen Bereich fällt. Der akzeptable Bereich ist ausgewählt basierend auf der relativen Rauschkomponente zum genauen Berechnen der Sauerstoffsättigung und der Pulsrate. Wenn das Verhältnis außerhalb des akzeptablen Bereichs ist, justiert die oben mit Bezug auf 1 diskutierte Rückkopplungsschleife den LED-Ansteuerungsstrom, um das Signal-Rausch-Verhältnis in den akzeptablen Bereich zu bringen.
Die vorliegende Erfindung hat den Vorteil, dass sie weniger Servo-Anwendungen erfordert, um die Sauerstoffsättigung des Signals zu erfassen und zu halten, als viele Techniken des Standes der Technik, insbesondere beim Vorhandensein von Patientenbewegungsstörungen. In vielen Oxymetersystemen des Standes der Technik werden die LEDs mit einem großen Strom angesteuert, und das Pulsoxymetersignal füllt seinen gesamten dynamischen Bereich des Systems aus. Das Oxymetersignal überschreitet den stromspezifischen dynamischen Bereich des Systems, sobald der Patient beginnt, sich zu bewegen, und das Signal ist effektiv verloren (d. h. Flat-Line, ungültiges Signal). Zusätzliche Servo-Anwendungen sind nötig, um das Signal erneut zu erhalten. Während das Servo angewendet wird, ist das Sensorsignal nicht verfügbar; deshalb kann das Oxymeter die Pulsraten- oder Sauerstoffsättigungsdaten vom Pulsoxymetersignal nicht berechnen.
Andererseits wird der LED-Ansteuerungsstrom der vorliegenden Erfindung wesentlich reduziert. Der dynamische Bereich wird beträchtlich erhöht relativ zur Größe des Pulsoxymetersignals, da das Signal beträchtlich reduziert wurde durch Einschränken des LED-Ansteuerungsstroms. Das Oxymetersignal kann sich nun mehr innerhalb des dynamischen Bereichs hin und her bewegen, ohne dass zusätzliche Servo-Anwendungen oder Änderungen an den LED-Einstellungen nötig sind. In der vorliegenden Erfindung kann sich der Patient lebhaft hin und her bewegen, ohne zu bewirken, dass das Servo angewendet wird in einem Versuch, das Signal erneut zu erhalten. Die Techniken der vorliegenden Erfindung können es einem Oxymetersystem erlauben, viel toleranter bezüglich Patientenbewegung zu sein.
Der Pulsdetektionsblock 102 kann einen Transimpedanz-(I-V)-Verstärker oder -Konverter 401 umfassen, der ein Stromsignal vom Photodetektor 112 in ein Volt-Signal, wie in 4 gezeigt, umwandelt. Umgebungslicht in der Umgebung fügt eine Komponente einer Gleichstromvorspannung in das Pulsoxymetersignal zu. Diese Gleichstromvorspannung verschiebt das Pulsoxymetersignal höher, näher zur Schiene des dynamischen Bereichs des Transimpedanz-Verstärkers.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung tastet ein Analog-Digital(A/D)-Konverter 402 das Ausgabesignal des Transimpedanz-Verstärkers 401 während einer Zeit ab, wenn entweder die LED 110–111 an oder aus ist, um eine kontinuierliche Echtzeitmessung des Umgebungslichts und/oder Rauschens, das in den Sensor 101 gelangt, bereitzustellen. Dieses Merkmal kann auch verwendet werden, um Informationen bezüglich der Größe des Signals bei der Ausgabe des A/D-Konverters 402 bereitzustellen.
Die Informationen über die Signalgröße vom A/D-Konverter 402 wird durch eine Verstärkungssteuerungsrückkopplungsschleife 403 zurückgeführt und verwendet, um eine geeignete Verstärkung für den Transimpedanz-Verstärker 401 zu wählen. Beispielsweise bewirkt die Verstärkungssteuerungsrückkopplungsschleife 403, dass die Transimpedanz-Verstärkung des Transimpedanz-Verstärkers 401 zunimmt oder abnimmt, um den Effekt der umgebungsbezogenen Gleichspannungsvorspannung auf das Signal zu reduzieren und/oder diesem Rechnung zu tragen. Diese Echtzeitmessung kann auch zum Bestimmen eines Sensor-Aus-Zustands, zum Messen von elektrischem und optischem Rauschen, zum Detektieren von Übergängen im Signal und zum Detektieren von Patientenbewegung verwendet werden.
Während des normalen Betriebs des Sensors können die LEDs an und aus in jeder beliebigen gewünschten Weise gepulst werden, um eine kontinuierliche (Multiplex-)Echtzeitmessung des Umgebungslichts und anderer Rauschquellen bereitzustellen. Beispielweise können eine rote und eine infrarote LED alternierend an und aus geschalten werden in der folgenden Art und Weise: rote LED an und infrarote LED aus, dann rote LED aus und infrarote LED an, dann beide LEDs aus, dann rote LED an und infrarote LED aus, etc., in dieser Abfolge wiederholend. Als ein weiteres Beispiel kann eine rote und eine infrarote LED alternierend an und aus geschalten werden wie folgt: rote LED an und infrarote LED aus, dann beide LEDs aus, dann rote LED aus und infrarote LED an, dann beide LEDs aus, dann rote LED an und infrarote LED aus, etc., in dieser Abfolge wiederholend. Diese Muster sind Beispiele und sollen den Umfang der vorliegenden Erfindung nicht beschränken.
Der Sigma-Delta-Modulator 410 empfängt auch das Ausgabesignal des Transimpedanz-Verstärkers 402. Der Modulator 410 demoduliert das Signal vom Photodetektor in separate rote und infrarote Komponenten. Die Demodulationsfunktion kann in der digitalen Domäne mittels eines Software- oder Firmware-Programms, das von einem Mikrocontroller betrieben wird, durchgeführt werden. Weitere Details einer Multi-Bit-ADC mit Sigma-Delta-Modulation sind in der ebenfalls anhängigen US Patentanmeldung 2005/0184895, Ethan Petersen et al., die gleichzeitig hiermit eingereicht wurde, diskutiert. Wie von Fachleuten verstanden wird, könnte die Erfindung in anderen speziellen Formen verkörpert werden, ohne vom Umfang davon abzuweichen.

Claims

Pulsoxymetersystem, umfassend: eine Ansteuerungsschnittstelle (104), die den Ansteuerungsstrom von lichtemittierenden Elementen (110, 111) in einem Pulsoxymetersensor (101) steuert; eine Rückkopplungsschleife (120), gekoppelt um den Pulsoxymetersensor (101) und die Ansteuerungsschnittstelle (104), die dynamisch den Ansteuerungsstrom der lichtemittierenden Elemente (110, 111) basierend auf Ergebnissen eines Vergleichs zwischen einem Signal-Rausch-Verhältnis eines Pulsoxymetersignals und einem Schwellwert justiert, einen Pulsdetektionsblock (102), der das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals berechnet, wobei der Pulsdetektionsblock (102) einen gleitenden Mittelwert einer Ableitung des Pulsoxymetersignals berechnet, um eine erste Ausgabe zu erzeugen, einen gleitenden Mittelwert der ersten Ausgabe berechnet, um eine zweite Ausgabe zu erzeugen, einen gleitenden Mittelwert der zweiten Ausgabe berechnet, um eine dritte Ausgabe zu erzeugen und ein gleitendes Minimum und ein gleitendes Maximum der dritten Ausgabe identifiziert; und einen Komparator (103), der den Vergleich des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals bezüglich des Schwellwerts durchführt; wobei die Rückkopplungsschleife (120) den Pulsdetektionsblock (102) und den Komparator (103) umfasst; und wobei das Pulsoxymetersignal von einem Photodetektor (112) im Pulsoxymetersensor (101) erzeugt wird.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 1, bei welchem die Rückkopplungsschleife (120) bewirkt, dass der Ansteuerungsstrom der lichtemittierenden Elemente (110, 111) abnimmt, wenn das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals größer als ein maximaler Schwellwert ist, und die Rückkopplungsschleife (120) bewirkt, dass der Ansteuerungsstrom der lichtemittierenden Elemente (110, 111) zunimmt, wenn das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals geringer als ein minimaler Schwellwert ist.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 1, bei welchem der Pulsdetektionsblock (102) das gleitende Minimum und das gleitende Maximum der dritten Ausgabe mit einer skalierten Summe des gleitenden Minimums und des gleitenden Maximums der dritten Ausgabe vergleicht, um eine vierte Ausgabe zu erzeugen, die eine systolische Periode identifiziert.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 3, bei welchem das Pulsoxymetersystem falsche Positive von der vierten Ausgabe mittels Pulsqualifikationstests herausfiltert, um eine Signalkomponente des Pulsoxymetersignals zu erzeugen.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 4, bei welchem das Pulsoxymetersystem systolischen Bereich, Breite und Anzahl von Sub-Peaks in der vierten Ausgabe mit ersten Schwellwerten vergleicht; diastolischen Bereich, Breite und Anzahl von Sub-Peaks in der vierten Ausgabe mit zweiten Schwellwerten vergleicht; systolischen Bereich und Breite mit diastolischem Bereich und Breite vergleicht; Pulsbereich und -breite mit dritten Schwellwerten vergleicht.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 4, bei welchem das Pulsoxymetersystem systolischen Bereich, Breite und Anzahl von Sub-Peaks in der vierten Ausgabe; diastolischen Bereich, Breite und Anzahl von Sub-Peaks in der vierten Ausgabe; und Pulsbereich und -breite mit N detektierten Herzpulsen vergleicht.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 4, bei welchen das Pulsoxymetersystem zusätzliche Qualifikationstests durchführt, um die Signalkomponente durch Vergleichen der Verzögerungs-/Vorlaufzeit zwischen Infrarotpulsdetektion und Rotpulsdetektion, Vergleichen der Pulsgröße mit N qualifizierten Pulsen, Vergleichen eines statistisch signifikanten Koeffizienten eines Best-Fit-Linienplots eines gleitenden Mittelwerts zwischen den infraroten und den roten Signalen mit Schwellwerten, und Vergleichen einer Sättigungsänderungsrate mit Schwellwerten zu erzeugen.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 4, bei welchem das Pulsoxymetersystem die Signalkomponente mit einer bestimmten Rauschkomponente vergleicht, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu berechnen.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 4, bei welchem das Pulsoxymetersystem die Signalkomponente mit einer Rauschkomponente vergleicht, wobei die Rauschkomponente durch eine kontinuierlich aktualisierte Messung des Rauschens im Pulsoxymetersignal erhalten wird.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 1, bei welchem eine verringerte Menge an Prozessorressourcen benötigt wird, um Oxymetrieberechnungen bezüglich des Pulsoxymetersignals durchzuführen.
Pulsoxymetersystem nach Anspruch 4, bei welchem der Pulsdetektionsblock Pulse mittels CPU-, RAM- und ROM-effizienten Algorithmen detektiert und qualifiziert.
Verfahren zum Verringern des Energieverbrauchs in einem Pulsoxymetersensor, wobei das Verfahren umfasst: Bereitstellen von Ansteuerungsstrom an lichtemittierende Elemente (110, 111) im Pulsoxymetersensor (101); und Bestimmen eines Signal-Rausch-Verhältnisses eines von einem Photodetektor (112) im Pulsoxymetersensor (101) erzeugten Pulsoxymetersignals, wobei das Bestimmen des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals ferner umfasst: Berechnen eines gleitenden Mittelwerts einer Ableitung des Pulsoxymetersignals, um eine erste Ausgabe zu erzeugen; Berechnen eines gleitenden Mittelwerts der ersten Ausgabe, um eine zweite Ausgabe zu erzeugen; Berechnen eines gleitenden Mittelwerts der zweiten Ausgabe, um eine dritte Ausgabe zu erzeugen; und Identifizieren eines gleitenden Minimums und eines gleitenden Maximums der dritten Ausgabe; und dynamisches Justieren des Ansteuerungsstroms der lichtemittierenden Elemente (110, 111), basierend auf Ergebnissen eines Vergleichs zwischen dem Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals und einem Schwellwert, wobei das dynamische Justieren des Ansteuerungsstroms der lichtemittierenden Elemente (110, 111) ferner umfasst: Erhöhen des an die lichtemittierenden Elemente (110, 111) bereitgestellten Ansteuerungsstroms, wenn das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals geringer ist als ein minimaler Schwellwert; und Verringern des an die lichtemittierenden Elemente (110, 111) bereitgestellten Ansteuerungsstroms, wenn das Signal-Rausch-Verhältnis des Pulsoxymetersignals größer als ein maximaler Schwellwert ist.
Verfahren nach Anspruch 12, bei welchem das Bestimmen des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals ferner umfasst: Vergleichen des gleitenden Minimums und des gleitenden Maximums der dritten Ausgabe mit einer skalierten Summe des gleitenden Minimums und des gleitenden Maximums der dritten Ausgabe, um eine vierte Ausgabe zu erzeugen, die eine systolische Periode identifiziert.
Verfahren nach Anspruch 13, bei welchem das Bestimmen des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals ferner umfasst: Herausfiltern von falschen Positiven von der vierten Ausgabe mittels Pulsqualifikationstests, um eine Signalkomponente des Pulsoxymetersignals zu erzeugen.
Verfahren nach Anspruch 14, bei welchem das Bestimmen des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals ferner umfasst: Vergleichen der Signalkomponente mit einer bestimmten Rauschkomponente, um das Signal-Rausch-Verhältnis zu berechnen.
Verfahren nach Anspruch 14, bei welchem das Bestimmen des Signal-Rausch-Verhältnisses des Pulsoxymetersignals ferner umfasst: Vergleichen der Signalkomponente mit einer Rauschkomponente, wobei die Rauschkomponente durch eine kontinuierlich aktualisierte Messung des Rauschens im Pulsoxymetersignal erhalten wird.