КОНТРОЛЬ ЖИЗНЕННО ВАЖНОГО ПАРАМЕТРА ПАЦИЕНТА С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ СХЕМЫ МОДУЛЯЦИИ "НА МЕСТЕ" ДЛЯ ИЗБЕЖАНИЯ ПОМЕХ Российский патент 2013 года по МПК A61B5/00 

Область техники, к которой относится изобретение

Изобретение относится к измерениям ослабления света и, в частности, к способу и устройству для контроля жизненно важного параметра пациента, измеряя ослабление света, излучаемого на ткань пациента.

Уровень техники изобретения

Измерение поглощения и/или рассеивания света при распространении через определенную среду или при отражении от нее образует основу многих оптических спектроскопических методов, широко применяемых в различных медицинских областях, таких как контроль пациента. Пример этого может служить проходная импульсная оксиметрия.

Импульсная оксиметрия является оптическим способом неинвазивного контроля артериального кислородного насыщения пациента и стала одной из широко распространенных технологий, используемых в клинической практике. Белковый гемоглобин (Hb) связывает кислород в эритроцитах для переноса по телу и имеет свойство при окислении изменять цвет от темно-красного до яркого красного. Излучая и обнаруживая свет на двух или более длинах волн, импульсные оксиметры определяют поглощение света в периферийном сосудистом ложе, чтобы получить косвенную оценку насыщения кислородом, то есть, долю концентрации оксигемоглобина (HbO₂). Работа импульсных оксиметров основана на изменениях в артериальном объеме крови, вызванных сердечным сокращением и релаксацией, для определения количества света, поглощенного только пульсирующей артериальной кровью, чтобы тем самым в значительной степени исключить вклады, вносимые тканью и венозной кровью.

Во многих применениях, использующих оксиметрию, требуются одновременные или квазиодновременные измерения ослабления для оптической длины пути на различных длинах волны, то есть, для различных цветов. С этой целью обычно используются многочисленные источники света, которые, как правило, объединяются с одиночным фотодетектором. Чтобы иметь возможность различать на фотодетекторе сигналы от каждого из излучателей, обычно используются, электрические способы мультиплексирования, такие как мультиплексирование с временным разделением (TDM) мультиплексирование с частотным разделение (FDM) или мультиплексирование с кодовым разделением (CDM).

В медицинской практике измерения ослабления света применяются, например, когда на контроль пациентов оказывают воздействие электромагнитные помехи. Обычно такие помехи состоят из окружающего света с различными длинами оптических волн и с различными частотами модуляции. Распространенными примерами являются естественный дневной свет, который обычно не модулируется, а также искусственный свет ламп накаливания, который модулирован двойной частотой питающей сети (100 Гц или 120 Гц) и гармониками 50 Гц или 60 Гц, и ламп дневного света с частотами мерцания в диапазоне от десятков до сотен килогерц, в зависимости от конкретного электронного балласта.

В целом, в спектрометрических устройствах принимаются меры для подавления влияния внешней помехи на результаты измерения. Например, в импульсных оксиметрах источники света модулируются таким образом, что в фотодетекторе излученный свет можно отличить от окружающего света, выполняя фильтрацию или демодуляцию. Независимо от применяемых способов модуляции, традиционные способы основаны на знании спектральной модуляции окружающего света и предполагают, что частота модуляции источника света или полоса, которую он использует, могут оставаться неизменными в течение срока службы устройства. Однако, если спектр модуляции окружающего света известен только частично или неизвестен заранее, как это имеет место, когда спектрометрическое устройство работает вблизи систем оптической связи, то тогда помеха может присутствовать в модуляционном спектре обнаруженного света на рабочей частоте устройства. Подобным образом, новые схемы работы газоразрядных ламп высокой интенсивности (HID) могут приводить к сигналам помех в широком диапазоне частот. Кроме того, появляющиеся источники света на светодиодах (LED), как прогнозируется, будут использовать широкий диапазон частот модуляции, создавая новые источники помех. Если источник помех загрязняет диапазон рабочих частот, от отношение "сигнал/помеха" (SIR) может в значительной степени снижаться, ухудшая, таким образом, качество измерения.

Документ ЕР 165588А1 раскрывает систему, используемую в системе контроля медицинского параметра пациента, такого как параметр насыщения крови пациента кислородом, для снижения сигнала помехи, связанной с модулированным сигналом, содержащую измерительный процессор, измеряющий амплитуды шумовых компонент принимаемого амплитудно-модулированного сигнала перед демодуляцией. Измерительный процессор также идентифицирует частоту, составляющую шума, имеющую амплитуду, превышающую амплитуду другой составляющей шума. Несущая частота генерируется, по существу, на гармонике идентифицированной шумовой составляющей и используется для генерации и демодулирования амплитудно-модулированного сигнала.

Сущность изобретения

Задача изобретения состоит в том, чтобы обеспечить такой способ контроля жизненно важного параметра пациента с помощью измерения ослабления света, излучаемого на ткань пациента, и соответствующее устройство, позволяющее обеспечивать высокое отношение "сигнал/помеха" универсальным и надежным способом.

Эта задача решается с помощью способа контроля жизненно важного параметра пациента посредством измерения ослабления света, излучаемого на ткань пациента, содержащего этапы, на которых:

модулируют свет в соответствии с режимом модуляции;

излучают модулированный свет на ткань пациента;

собирают окружающий свет и/или свет, который прошел через ткань, и/или свет, который отразился от ткани;

демодулируют собранный свет в соответствии с режимом модуляции;

анализируют собранный демодулированный свет в отношении вклада, вносимого окружающим светом;

определяют режим модуляции, для которого вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога; и

устанавливают режим модуляции, чтобы модулировать свет в соответствии с определенным режимом модуляции, для которого вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога.

В соответствии с изобретением, собирается свет, прошедший через ткань или/и отраженный от ткани, который необходим для измерения ослабления, чтобы контролировать жизненно важный параметр пациента. Однако, при сборе этого света нельзя полностью избежать сбора также, по меньшей мере, некоторого количества окружающего света. Таким образом, этап "сбора окружающего света" не означает, что должны быть предприняты специальные меры по сбору этого окружающего света. Хотя, конечно, принятие таких мер находится в рамках объема изобретения, окружающий свет всегда будет собираться, когда собирается проходящий и/или отраженный свет. Дополнительно, если никакой проходящий и/или отраженный свет не существует, так как никакой свет не излучается, окружающий свет также может быть собран. Это означает, что упомянутые выше этапы способа, соответствующего изобретению, не должны выполняться одновременно. В частности, это означает, что этап "сбора окружающего света и/или света, прошедшего через ткань, и/или света, отраженного от ткани", может выполняться во время излучения модулированного света и/или в период времени, когда никакой модулированный свет не излучается и, таким образом, собирается окружающий свет.

Следовательно, важная идея изобретения состоит в адаптации схемы модуляции во время работы, то есть "на месте"(in-situ), к спектру модуляции окружающего света. Благодаря настройке схемы модуляции, то есть, частоты модуляции или модулирующего кода, "на месте" в соответствии с помехой от окружающего света, которая определяется "на месте" на основе вклада, вносимого окружающим светом, отрицательное воздействие окружающего света на отношение "сигнал/помеха" значительно снижается.

Следует подчеркнуть, что термин "пациент" относится не только к больным людям, но и ко всем людям и животным, независимо от того, здоровы они или нет.

В целом, существуют различные пути осуществления изобретения. Однако в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, режимом модуляции является частота модуляции или/и модулирующий код.

Дополнительно, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, этап излучения света на ткань пациента прерывается на заданный период времени прерывания, причем в течение этого периода времени прерывания собранный свет последовательно демодулируется с различными частотами модуляции и частота модуляции, для которой выходной сигнал демодуляции собранного света минимален или находится ниже заданного порога, определяется как частота модуляции для света, излучаемого на ткань пациента после заданного периода времени прерывания. Таким образом, в соответствии с этим предпочтительным вариантом осуществления изобретения, используется тот факт, что при этом способе можно работать на различных частотах, то есть, в различных режимах модуляции с частотным разделением (FDM). Предпочтительно, эти различные режимы FDM являются приблизительно, наиболее предпочтительно точно, ортогональными друг другу в частотной области.

Относительно этого предпочтительного варианта осуществления изобретения, дополнительно предпочтительно, чтобы различные частоты модуляции были дискретным набором частот или были непрерывны в пределах заданного диапазона. Дополнительно, этап излучения света на ткань пациента предпочтительно периодически прерывается. Дополнительно, вместо попеременного переключения между измерениями ослабления и адаптацией частоты, предпочтительно, чтобы этап адаптации инициировался на основе анализа выходного сигнала демодулятора.

В соответствии с другим предпочтительным вариантом осуществления изобретения, этап излучения света на ткань пациента прерывается на заданный период времени прерывания, причем во время этого периода времени прерывания, собранный свет последовательно демодулируется различными модулирующими кодами и модулирующий код, для которого выходной сигнал демодуляции собранного света минимален или находится ниже заданного порога, определяется как модулирующий код для света, излучаемого на ткань пациента после заданного периода времени прерывания.

Дополнительно, подобно предпочтительному варианту осуществления изобретения, описанному ранее, этап излучения света на ткань пациента предпочтительно периодически прерывается. Дополнительно, вместо того, чтобы попеременно переключаться между измерениями ослабления и адаптацией кода, предпочтительно, чтобы этап адаптации инициировался на основе анализа выходного сигнала демодулятора.

Кроме того, относительно использования модулирующих кодов вместо частот модуляции, в случае, когда этап анализа демодулированного собранного света в отношении вклада, вносимого окружающим светом, дает более низкий уровень вклада, применяется более короткий модулирующий код; а в случае, когда этап анализа демодулированного собранного света в отношении вклада, вносимого окружающим светом, дает более высокий уровень вклада, применяется более длинный модулирующий код.

Дополнительно, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения, этап излучения света на ткань пациента прерывается на заданный период времени прерывания, причем во время этого периода времени прерывания, используя преобразование Фурье, определяют энергетический спектр собранного света и частоту, для которой энергетический спектр определен как минимальный, или частоту, для которой энергетический спектр находится ниже заданного порога, определяют как частоту модуляции для света, излучаемого на ткань пациента после заданного периода времени прерывания. Таким образом, этот предпочтительный вариант осуществления изобретения связан с прямой оценкой спектра собранного света, то есть, перед демодулированием. Также, в отношении этого предпочтительного варианта осуществления дополнительно предпочтительно, чтобы этап излучения света на ткань пациента периодически прерывался.

В соответствии с другим предпочтительным вариантом осуществления изобретения, частота модуляции света, излучаемого на ткань, последовательно изменяется, циклически проходя заданный набор, по меньшей мере, из двух частотных режимов или диапазонов частот; и частота модуляции, на которой выходной сигнал демодуляции собранного света достигает максимума или превышает заданный порог, определяется как активная частота модуляции для света, излучаемого на ткань пациента. Этот предпочтительный способ также упоминается как перескок частот.

В этом случае, набор частот предпочтительно адаптируется, чтобы избежать помехи от модулированного окружающего света. Вообще, можно ожидать, что спектр модуляции окружающего света не перекрывает весь набор частот, и можно предположить, что, по меньшей мере, одна из частот модуляции свободна от помехи. С этой целью набор частот предпочтительно выбирается таким образом, чтобы обеспечить большое спектральное разнесение. Поэтому обнаруженный свет, по меньшей мере, на одной из частот в наборе, то есть, частоты, которая свободна от возмущения, приводит в результате к измерению максимального ослабления. Для заданного цвета света результаты измерения ослабления не зависят от частот модуляции. Если другая частота в наборе приводит в результате к более низкому результату измерения ослабления, то это является следствием воздействия помехи в этом диапазоне частот модуляции и соответствующая частота предпочтительно изменяется.

В принципе, новая частота в наборе может быть выбрана произвольно или основываясь на некотором критерии отбора. Предпочтительно, спектральное распознавание, как описано выше, применяется, чтобы выбрать начальный набор дли перескока частот, а также замены частот в наборе. В случае этого предпочтительного варианта осуществления изобретения, излучение света на ткань пациента предпочтительно не прерывается. Предпочтительно, новая частота или набор частот модуляции выбираются в то время, когда используется другая частота модуляции. Дополнительно, особенно предпочтительно, когда используется набор только из двух частот, в котором вторая частота модуляции выбирается по спектру, когда ослабление измеряется, используя первую частоту, и наоборот, таким образом непрерывно осуществляя поиск оптимальной частоты модуляции.

Преимущество адаптивного перескока частоты модуляции состоит в том, что способ основан на квазиодновременной оценке принятого сигнала на многочисленных частотах, допуская, таким образом, непрерывное измерение без прерывания на этап адаптации.

Упомянутая выше задача дополнительно решается устройством контроля жизненно важного параметра пациента посредством измерения ослабления света, излучаемого на ткань пациента, содержащим

модулятор света, выполненный с возможностью модуляции света в соответствии с режимом модуляции;

излучатель света, выполненный с возможностью излучения модулированного света на ткань пациента;

светоприемник, адаптированный к свету, проходящему через ткань или/и отраженному от ткани и, неизбежно выполненный с возможностью сбора окружающего света;

демодулятор света, выполненный с возможностью демодуляции собранного света в соответствии с режимом модуляции;

анализатор помех, выполненный с возможностью анализа демодулированного собранного света в отношении вклада, вносимого окружающим светом; и

процессор, выполненный с возможностью определения режима модуляции, для которого вклад, вносимый окружающим светом, минимален или находится ниже заданного порога, и установки режима модуляции для того, чтобы модулировать свет в соответствии с определенным режимом модуляции, для которого вклад, вносимый окружающим светом, минимален или находится ниже заданного порога.

В отношении устройства, соответствующего предпочтительному варианту осуществления изобретения, это устройство выполнено с возможностью излучения света, по меньшей мере, с двумя различными длинами волн. Дополнительно, особенно предпочтительно, что устройством является импульсный оксиметр.

Краткое описание чертежей

Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны и объясняются со ссылкой на описанные здесь далее варианты осуществления. На чертежах:

Фиг. 1 - типовая установка для проходной импульсной оксиметрии;

Фиг. 2 - обобщенная блок-схема способа проходной импульсной оксиметрии, соответствующего варианту осуществления изобретения;

Фиг. 3 - демодулятор с периодическим опорным прямоугольным сигналом;

Фиг. 4 - спектры различных режимов FDM в соответствии с вариантом осуществления изобретения; и

Фиг. 5 - спектры различных кодов из сборника кодов WH256.

Подробное описание вариантов осуществления

В соответствии с вариантом осуществления изобретения, вместо установки фиксированных диапазонов частот модуляции света при изготовлении устройства измерения ослабления, схема модуляции адаптируется "на месте" к модуляционному спектру окружающего света. Эта схема модуляции реализуется, активно контролируя окружающий свет или его действие на характеристики обнаружения и изменяя параметры передачи и/или параметры обнаружения таким образом, что помеха в виде модулированного окружающего света отсутствует или подавляется.

На фиг. 1 представлена типовая установка для проходной импульсной оксиметрии: источник 1 красного света и источник 2 инфракрасного (IR) света используются для облучения ткани пациента, то есть, пальца 3, красным светом с длиной волны 660 нм и инфракрасным светом с длиной волны 940 нм. Часть света, проходящая через палец 3, затем собирается общим светоприемником 4.

На фиг. 2 представлена общая блок-схема проходного импульсного оксиметра, соответствующего варианту осуществления изобретения. Система содержит процессор 5, регулирующий параметры модулятора 6 света, который воздействует на импульсный контроллер и модулирует источники 1, 2 света. Конфигурация модулятора 6 света зависит от конкретной применяемой схемы мультиплексирования, например, в случае TDM, источники 1, 2 света активируются поочередно, тогда как для FDM источники 1, 2 света излучают свет одновременно, но с различными частотами модуляции. Причина выбора схемы мультиплексирования состоит в том, что таким образом один и тот же светоприемник 4 может использоваться для выполнения оценки ослабления света от обоих источников 1, 2 света.

Светоприемник 4 обнаруживает свет, который распространяется через среду пальца 3, и преобразует его в электрический сигнал. Этот сигнал затем предварительно обрабатывается блоком 8 формирования сигнала, содержащим аналоговые усилители и полосовые фильтры, делающие сигнал пригодным для преобразования в цифровую область аналого-цифровым преобразователем 9 (ADC). Корреляторы 10, каждый из которых содержит демодулятор 11 и демультиплексор 12, используются, чтобы одновременно демодулировать и демультиплексировать обнаруженный свет, и результирующие сигналы подаются на процессор 5, определяющий интересующие параметры, оценивая проходящие и демодулированные сигналы. Для этого процессор содержит анализатор 14 помех.

Схема, соответствующая варианту осуществления изобретения, не зависит от конкретного применяемого способа мультиплексирования, поскольку все способы измерения ослабления содержат определенный способ модуляции. Для упрощения, описание последующих вариантов осуществления ограничивается единственным источником света, тем самым не учитывая конкретный способ демультиплексирования. Для единственного источника света необходим только один коррелятор 10. Этот коррелятор 10 затем просто приравнивается к демодулятору 11, такому, как показан на фиг. 3. Здесь информация об ослаблении света попадает в полосу модулирующих частот посредством перемножения принятого сигнала с местным опорным сигналом на той же самой основной частоте (fm =1/Tm). В дальнейшем, пропуская сигнал через фильтр 13 нижних частот, сохраняется только модулирующий сигнал, тем самым избавляясь от помехи, лежащей вне полосы.

Следует отметить, что прямоугольный сигнал на фиг. 3 является только примером, поскольку, чтобы модулировать источники 1, 2 света, а также демодулировать принятый сигнал, может быть применен любой периодический сигнал, пока основные частоты и/или гармоники совпадают.

В соответствии с первым вариантом осуществления изобретения, применяется тот факт, что система может работать на различных частотах или в различных режимах FDM. Эти режимы FDM, как показано на фиг. 4, в частотной области являются приблизительно ортогональными. Когда воздействующая помеха спектрально окрашена, существует режим, минимизирующий воздействующую помеху. Дополнительно, следует заметить, что система TDM может также рассматриваться как работающая в одиночном режиме или мультирежимах FDM.

Рабочая частота системы (fm) адаптируется к полосе, в которой помеха низкая, оценивая выходной сигнал (y) демодулятора. С этой целью сначала источник света выключается, затем частота демодуляции системы адаптируется таким образом, что выходной сигнал демодулятора минимизируется или становится ниже заданного порога, и затем соответственно изменяется частота модуляции.

Способ может либо периодически переключаться между измерениями ослабления и адаптацией частоты или этап адаптации может инициироваться, основываясь на анализе выходного сигнала демодулятора. Частоты, которые должны рассматриваться, могут быть дискретным набором или непрерывными в пределах определенного диапазона. Процессор может либо адаптировать частоту демодуляции, пока не будет выполнен определенный критерий выбора, например, получен определенный минимум SIR, либо оценить весь диапазон или набор частот и затем выбрать оптимум, либо оценить заданный частотный интервал посредством алгоритма поиска.

Соответствующее поведение может также быть реализовано в соответствии с другим вариантом осуществления изобретения, непосредственно оценивая спектр принятого сигнала, то есть, перед демодуляцией сигнала, и выбирая частоту или набор частот, на которых помеха низкая. С этой целью сначала свет выключается и затем определяется энергетический спектр принятого сигнала (x), используя дискретное преобразование Фурье. Далее, частота модуляции и соответствующая частота демодуляции (fm) выбираются по минимальному энергетическому спектру или применяя порог к энергетическому спектру.

Снова, способ может либо периодически переключаться между измерениями ослабления и адаптацией частоты, либо этап адаптации может быть инициирован на основе анализа принятого сигнала или выходного сигнала демодулятора, например, изменений мгновенной мощности.

Альтернативно, частота модуляции (fm) может изменяться непрерывно, циклически проходя через определенный дискретный набор, по меньшей мере, из двух частотных режимов или диапазонов частот, то есть, посредством перескока частоты. В этом случае набор частот адаптируется, чтобы избежать помехи, создаваемой модулированным окружающим светом. В целом, спектр модуляции окружающего света не охватывает весь набор частот и можно предположить, что, по меньшей мере, одна из частот модуляции свободна от помехи. С этой целью, набор частот должен выбираться первоначально таким образом, чтобы гарантировалось достаточное спектральное разнообразие. Поэтому обнаруженный свет, по меньшей мере, для одной из частот в наборе, то есть, на частоте, которая свободна от возмущений, приводит в результате к максимальному результату измерения ослабления. Ясно, что для данного цвета света результаты измерения ослабления не зависят от частот модуляции. Теперь, если другая частота в наборе приводит в результате к более низкому результату измерения ослабления, это является следствием действия помехи в ее диапазоне частот модуляции и соответствующая частота должна быть заменена.

В принципе, новая частота в наборе может быть выбрана произвольно или основываясь на некотором критерии выбора. Спектральное распознавание, как описано в предыдущем варианте осуществления, может быть применено для выбора начального набора для перескока частоты, а также для замены частоты в наборе. Чтобы реализовать эти функциональные возможности, источник света не должен выключаться и новая частота модуляции или набор частот могут быть выбраны в то время, когда используется другая частота модуляции. Следует заметить, что особенно предпочтительно, когда используются только две частоты, когда вторая частота модуляции выбирается из спектра, когда ослабление измеряется, используя первую частоту, и наоборот, таким образом непрерывно осуществляя поиск оптимальной частоты модуляции.

Преимущество такого адаптивного перескока частоты модуляции состоит в том, что способ основывается на квазиодновременной оценке принятого сигнала на многочисленных частотах, допуская, таким образом, непрерывное измерение без прерывания на этап адаптации.

В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения, используется CDM, в котором различные источники света используют уникальные, предпочтительно ортогональные коды, чтобы позволить светоприемнику различать вклады, вносимые их светом. Подходящими ортогональными кодами являются, например, коды Уолш-Адамара (WH), где количество источников света, которые могут быть предоставлены, примерно равно длине кода. Вслед за разрешением идентификации вкладов света, вносимых различными источниками света, эти коды также формируют спектр светового сигнала. Как пример, все, за исключением одного кода WH, позволяют получить не спектр без постоянной составляющей и их спектры являются взаимно различными.

Это поясняется на фиг. 5 для кодов WH длиной 256. Здесь изображены спектры 4 из 256 кодов книги кодов. Как можно сделать вывод из фиг. 5, эти коды имеют значительно различающиеся спектры. Точно также, корреляция на приемном конце со спрэд-кодами позволяет получить подавление частот, не связанных с переданным кодом. Следует заметить, что, в отличие от частотного мультиплексирования, показанного на фиг. 3, спектры, получаемые при этих кодах, обычно будут перекрываться.

Схема модуляции при этом осуществляется посредством адаптивного выбора кодов. Спрэд-код или модулирующий код, используемый системой, адаптируются к ней так, чтобы он меньше всего затрагивался помехой, то есть, являлся кодом, наиболее ортогональным к помехе. Это осуществляется посредством оценки выходного сигнала демодулятора. С этой целью может быть применен способ описанного выше первого варианта осуществления, когда свет сначала выключен, затем адаптируется демодулирующий код системы, так что выходной сигнал демодулятора минимизируется или становится ниже заданного порога, и затем спрэд-код передатчика соответственно изменяется.

Следует также заметить, что погрешность/надежность измерения ослабления при таком решении может быть вычислена, применяя коды с различными длинами кодов, то есть, когда уровень помехи низкий, используется короткий код, а когда уровень помехи высокий, используется большая длина кода. Преимущество более длинных кодов состоит в том, что они позволяют получить лучшее спектральное разрешение и, таким образом, обеспечивают лучшие шумовые характеристики и дают в результате лучшее подавление шума и помех на приемном конце. Преимущество коротких кодов состоит в том, что они сокращают время измерения.

Рассмотренные выше варианты осуществления были описаны для одиночного источника света. В этих решениях система ищет оптимальную частоту/модулирующий код. Для системы с N источниками света, однако, система находит набор из N кодов/частот, для которых воздействие помех и шумов минимизировано ниже определенного порога. Здесь возможно делать выбор, чтобы минимизировать ошибку наихудшего случая для одного из источников света или среднюю ошибку для всех источников света, в зависимости от режима работы.

Хотя изобретение было показано и подробно описано на чертежах и предшествующем описании, такую демонстрацию и описание следует считать иллюстративными или примерами, но не создающими ограничений; изобретение не ограничивается раскрытыми вариантами осуществления.

Другие варианты раскрытых вариантов осуществления могут быть понятны и осуществлены специалистами в данной области техники при практической реализации заявленного изобретения на основе изучения чертежей, описания и приложенной формулы изобретения. В формуле изобретения слово "содержащий" не исключает другие элементы или этапы, и единственное число не исключает множественное число. Простой факт, что определенные меры излагаются во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает, что комбинация этих мер не может быть использована для достижения преимущества. Любые знаки ссылки в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничение его объема.

Группа изобретений относится к устройству и способу контроля жизненно важного параметра пациента посредством измерения ослабления света, излучаемого на ткань пациента, содержащему этапы, на которых: модулируют свет с частотой модуляции или модулирующим кодом; излучают модулированный свет на ткань пациента; собирают свет, прошедший и/или отраженный от ткани; демодулируют собранный свет; анализируют демодулированный собранный свет в отношении помехи, вносимой окружающим светом; определяют частоту модуляции или/и модулирующий код, для которого помеха, вносимая окружающим светом, минимальна или находится ниже заданного порога; и устанавливают частоту модуляции или/и модулирующий код для модуляции света в соответствии с определенной частотой модуляции или/и модулирующим кодом, для которого помеха от окружающего света минимальна или находится ниже заданного порога. Таким образом, обеспечивается универсальная и надежная возможность контроля жизненно важного параметра пациента при высоком отношении "сигнал/помеха". 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 5 ил.

1. Способ контроля жизненно важного параметра пациента посредством измерения ослабления света, излучаемого на ткань пациента, содержащий этапы, на которых:
модулируют свет в соответствии с режимом модуляции;
излучают модулированный свет на ткань пациента;
собирают окружающий свет и/или свет, прошедший через ткань, и/или свет, отраженный от ткани;
демодулируют собранный свет в соответствии с режимом модуляции;
анализируют демодулированный собранный свет в отношении вклада, вносимого окружающим светом;
определяют режим модуляции, для которого вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога; и
устанавливают режим модуляции для модуляции света в соответствии с определенным режимом модуляции, для которого вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога.

2. Способ по п.1, в котором режим модуляции представляет собой частоту модуляции или/и модулирующий код.

3. Способ по п.2, в котором этап излучения света на ткань пациента прерывается на заданный период времени прерывания, причем
во время этого периода времени прерывания собранный свет последовательно демодулируется с различными частотами модуляции, и частота модуляции, для которой выходной сигнал демодуляции собранного света минимален или находится ниже заданного порога, определяется как частота модуляции для света, излучаемого на ткань пациента после заданного периода времени прерывания.

4. Способ по п.3, в котором различные частоты модуляции являются дискретным набором частот или непрерывны в пределах заданного диапазона.

5. Способ по п.2, в котором этап излучения света на ткань пациента прерывается на заданный период времени прерывания, причем
во время этого периода времени прерывания собранный свет последовательно демодулируется различными модулирующими кодами, и модулирующий код, для которого выходной сигнал демодуляции собранного света минимален или находится ниже заданного порога, определяется как модулирующий код для света, излучаемого на ткань пациента после заданного периода времени прерывания.

6. Способ по п.5, в котором в случае, когда этап анализа демодулированного собранного света в отношении вклада окружающего света дает более низкий уровень вклада, применяют более короткий модулирующий код; и в случае, когда этап анализа демодулированного собранного света в отношении вклада окружающего света дает повышенный уровень вклада, применяют более длинный модулирующий код.

7. Способ по п.2, в котором этап излучения света на ткань пациента прерывается на заданный период времени прерывания, причем
во время этого периода времени прерывания энергетический спектр собранного света определяют с помощью преобразования Фурье, и
частоту, для которой энергетический спектр определен как минимальный, или частоту, для которой энергетический спектр находится ниже заданного порога, определяют как частоту модуляции для света, излучаемого на ткань пациента после заданного периода времени прерывания.

8. Способ по любому из пп.3-7, в котором этап излучения света на ткань пациента периодически прерывается.

9. Способ по п.2, в котором частота модуляции света, излучаемого на ткань, последовательно изменяется, циклически проходя заданный набор, по меньшей мере, из двух частотных режимов или диапазонов частот; и
частота модуляции, для которой выходной сигнал демодуляции собранного света достигает максимума или превышает заданный порог, определяется как активная частота модуляции для света, излучаемого на ткань пациента.

10. Способ по п.9, в котором во время излучения света на ткань пациента с первой частотой модуляции вторую частоту модуляции выбирают из заданного спектра и наоборот.

11. Способ по п.1, в котором свет, излучаемый на ткань пациента, содержит, по меньшей мере, первый свет и второй свет, причем длина волны первого света отличается от длины волны второго света, и первый свет и второй свет мультиплексированы.

12. Способ по п.11, в котором применяют мультиплексирование с временным разделением, мультиплексирование с частотным разделением или/и мультиплексирование с кодовым разделением.

13. Способ по п.11 или 12, в котором этап определения частоты модуляции или/и модулирующего кода, для которых вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога, выполняют только для одного из: первого света или второго света или выполняют для среднего значения первого света и второго света.

14. Устройство контроля жизненно важного параметра пациента посредством измерения ослабления света, излучаемого на ткань пациента, содержащее
модулятор (6) света, выполненный с возможностью модуляции света в соответствии с режимом модуляции;
излучатель (1, 2) света, выполненный с возможностью излучения модулированного света на ткань пациента;
светоприемник (4), адаптированный к свету, проходящему через ткань или/и отраженному от ткани, и неизбежно выполненный с возможностью сбора окружающего света;
демодулятор (11) света, выполненный с возможностью демодуляции собранного света в соответствии с режимом модуляции; анализатор (14) помех, выполненный с возможностью анализа демодулированного собранного света в отношении вклада, вносимого окружающим светом; и
процессор (5), выполненный с возможностью определения режима модуляции, для которого вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога, и установки режима модуляции для модуляции света в соответствии с определенным режимом модуляции, для которого вклад окружающего света минимален или находится ниже заданного порога.

15. Устройство по п.14, в котором обеспечиваются, по меньшей мере, два источника (1, 2) света для излучения света с двумя различными длинами волн.