ES2830674T3

ES2830674T3 - Dispositivo portátil de medición de pulso

Info

Publication number: ES2830674T3
Application number: ES14798224T
Authority: ES
Inventors: Jari Nousiainen; Ilkka Korhonen
Original assignee: Pulseon Oy
Current assignee: Pulseon Oy
Priority date: 2013-05-15
Filing date: 2014-05-15
Publication date: 2021-06-04
Anticipated expiration: 2034-05-15
Also published as: EP2996553B1; KR102282822B1; EP2996553A4; JP2016521190A; JP6501760B2; EP2996553A1; US10426360B2; KR20160008581A; US20160081567A1; FI20135520L; FI126338B; WO2014184447A1; CN105208924B; CN105208924A

Abstract

Un dispositivo portátil de medición de pulso, que comprende: una configuración de iluminación que comprende dos fuentes (104, 106) de emisión de luz dispuestas para emitir energía radiante a través de un tejido del cuerpo humano y dos detectores (100, 102) de luz, cada detector de luz está dispuesto para detectar la intensidad de dicha energía radiante de las dos fuentes (104, 106) de emisión de luz después de la propagación a través del tejido del cuerpo humano y para proporcionar señales de entrada representativas de dicha propagación, en el que las dos fuentes (104, 106) de emisión de luz comprenden una primera fuente (106) de emisión de luz dispuesta para emitir luz verde o azul y una segunda fuente (104) de emisión de luz dispuesta para emitir luz roja o infrarroja para determinar la frecuencia del pulso; medios (300) de procesamiento configurados para determinar la frecuencia de impulsos en respuesta al procesamiento de las señales de entrada; en el que los elementos en la configuración de iluminación están dispuestos en el dispositivo de medición de pulso portátil en una configuración en la que los centros de un primer detector (102) de luz y un segundo detector (100) de luz y la primera fuente (106) de emisión de luz están dispuestos sustancialmente a lo largo de una primer eje, estando la primera fuente (106) de emisión de luz dispuesta entre el primer y segundo detectores (100, 102) de luz, y la primera fuente (106) de emisión de luz y la segunda fuente (104) de emisión de luz están dispuestas a lo largo un segundo eje que difiere del primer eje y en el que las distancias desde la primera fuente (106) de emisión de luz a los dos detectores (100, 102) de luz difieren entre sí y las distancias desde la segunda fuente (104) de emisión de luz a los dos detectores (100, 102) de luz se diferencian entre sí; las longitudes de onda y distancias utilizadas permiten la medición de una variedad de profundidades de medición en el tejido del cuerpo humano y proporcionan sensibilidad al flujo sanguíneo e insensibilidad frente a artefactos de movimiento en diferentes condiciones.

Description

DESCRIPCIÓN

Dispositivo portátil de medición de pulso

Campo de la invención

La presente invención se refiere a dispositivos de medición del pulso.

Descripción de la técnica relacionada

Varios sistemas de detección de la frecuencia del pulso se conocen en la técnica. Los dispositivos de detección de la frecuencia del pulso comprenden, por ejemplo, dispositivos que utilizan transductores sensibles a la presión tales como elementos piezoeléctricos para detectar la frecuencia del pulso.

Otra técnica de medición se denomina fotopletismografía. La fotopletismografía es una técnica electroóptica para medir la onda de pulso cardiovascular que se encuentra en todo el cuerpo humano. La onda de pulso es causada por las pulsaciones periódicas del volumen de sangre arterial y se mide por la absorción óptica cambiante de la energía radiante que este induce.

El sistema de medición por lo general consiste en una fuente de energía radiante (por ejemplo, una fuente de luz infrarroja), al menos un detector para detectar la intensidad de la energía radiante después de la propagación a través del tejido del cuerpo humano y un medio de procesamiento de datos para extraer parámetros corporales como la frecuencia del pulso o la concentración de oxígeno en la sangre. Por ejemplo, el uso de luz infrarroja tiene ciertas ventajas. Se absorbe relativamente poco en la sangre y en el tejido corporal y, por lo tanto, se observan cambios en el volumen sanguíneo con un contraste razonable con una energía radiante relativamente baja. También es posible el uso de otras longitudes de onda de luz. El uso de fotopletismografía como técnica de medición es completamente no invasivo y se puede aplicar a cualquier tejido que contenga sangre, por ejemplo, un dedo, una uña, el lóbulo de la oreja, la nariz y la muñeca.

La intensidad de luz varía junto con los cambios en el volumen en el tejido de interés, tanto debido a cambios en la longitud del recorrido entre la fuente de luz y el fotodetector (debido a cambios de volumen) y debido a los cambios en la densidad óptica del tejido que incluye sangre y líquidos (por ejemplo, debido a la pulsación de la sangre arterial). En una capa homogénea de sangre, la ley de Beer-Lambert sugiere que la intensidad de la luz decaiga exponencialmente en función de la distancia debido a la absorción de luz. Sin embargo, ningún tejido es homogéneo y, por lo tanto, además de los factores de absorción de luz como la dispersión de la luz, la refracción y la reflexión, que dependen de la anatomía y geometría exactas del tejido, también afectan la señal medida. Por lo tanto, la cantidad total de energía radiante que llega al detector es sensible al posicionamiento del sensor y a cualquier deformación del tejido.

Es característico de un tejido humano que la luz es altamente dispersa en el tejido. Por tanto, un detector colocado en la superficie de la piel puede medir los reflejos. Estos reflejos se absorben de diversas formas dependiendo de si la luz encuentra tejido de absorción débil o alta. Cualquier cambio en el volumen de sangre será registrado por el detector en la superficie, ya que aumentar (o disminuir) el volumen provocará más (o menos) absorción. Cuando el flujo sanguíneo iluminado pulsa, altera principalmente el coeficiente de absorción total del volumen de tejido, pero también la longitud del camino óptico y, por lo tanto, modula la absorción de luz a lo largo del ciclo cardíaco. Los fluidos y tejidos no pulsantes no modulan la luz, pero tienen un nivel constante de absorción (asumiendo que no hay movimiento u otra deformación del volumen del tejido).

El resultado de la absorción es que cualquier luz reflejada desde el lecho vascular pulsante contiene un componente de CA que es proporcional a y sincronizada con la acción de bombeo del corazón del sujeto. Es este componente modulado el que se conoce como señal fotopletismográfica. Se puede realizar una medición pletismográfica midiendo la intensidad de la energía radiante transmitida a través de (sistemas de modo de transmisión) o reflejada por (sistemas de modo de reflexión) el tejido corporal.

En teoría, la medición de una frecuencia de pulso es una simple medición - al menos un detector detecta la intensidad de la energía radiante recibida a través de los tejidos humanos y un medio de procesamiento de datos se utiliza para determinar los parámetros necesarios a partir de las señales recibidas desde el al menos un detector. En la práctica, la situación no es tan simple, especialmente cuando el sujeto se mueve. Los movimientos provocan la deformación del volumen de tejido entre la fuente de energía radiante y el detector, lo que provocará cambios que no están relacionados con una acción de bombeo del corazón en la energía detectada en el detector. Estos artefactos de movimiento pueden ser típicamente múltiples en comparación con los cambios en la absorción provocados por cambios en el flujo sanguíneo y, por lo tanto, se han propuesto métodos complejos para compensar estos artefactos mediante medios de procesamiento. En el documento EP 1 297 784 A1 se presenta una posible solución de compensación.

El documento US 2010/113948 A1 ilustra un sensor fotopletismográfico reflectante (por ejemplo, montado en un auricular) dispuesto para mediciones fotopletismográficas detrás de la oreja de un sujeto. También se proporciona un sensor de frecuencia cardíaca fotopletismográfica portátil que incluye una pluralidad de detectores de radiación que definen planos de detección respectivos que están inclinados uno con respecto al otro. Además, se proporciona un sistema fotopletismográfico de detección de frecuencia cardíaca que compensa los artefactos de movimiento utilizando una señal oscura que puede derivarse durante una fase inactiva de un ciclo de trabajo de un emisor y un sistema fotopletismográfico dispuesto para seleccionar entre una pluralidad de detectores en función de una medición de calidad.

El documento US 2010/331638 A1 ilustra un montaje de sensor médico que puede estar configurada para conmutar entre la transmisión y el modo de reflectancia. Dichos sensores pueden incluir múltiples componentes de detección óptica que se pueden activar o silenciar, dependiendo del modo en uso. Un médico puede cambiar entre modos de acuerdo con la situación particular del paciente o de acuerdo con la calidad de la señal.

El documento US 2009/326354 A1 ilustra una almohadilla de sensor flexible incluye una cavidad para contener una unidad de sensor con un cable adjunto. De acuerdo con un aspecto, una capa de protección contra la luz está acoplada a una superficie inferior de la almohadilla de sensor, rodea la unidad de sensor y se extiende más allá de dos lados de la almohadilla de sensor. Una capa de adhesivo transparente está acoplada a la capa de protección contra la luz y se extiende más allá de dos lados de la capa de protección contra la luz. Otra capa de protección contra la luz está acoplada a una superficie superior de la almohadilla del sensor y cubre la unidad del sensor. El cable divide la almohadilla del sensor en un primer lado y un segundo lado que son imágenes especulares entre sí.

El documento WO 2012/110955 A1 ilustra sistemas y métodos para extraer información relacionada con el diámetro y/o cambios de diámetro en vasos sanguíneos pequeños tales como arteriolas. Esta información puede usarse para evaluar un grado de vasoconstricción y/o vasodilatación. En un método, los cambios en la sección transversal del vaso debido a la llegada de la onda del pulso se evalúan en ambas arteriolas y en arterias más grandes. Un retardo de tiempo entre los cambios y/o un cambio en retardo de tiempo se asocia opcionalmente con la sección transversal de arteriolas y/o cambios en la misma.

El documento US 2005/187446 A1 ilustra técnicas de baja potencia para detectar impulsos cardíacos en una señal de un sensor. Un bloque de detección de pulsos detecta la señal del sensor y determina su relación señal/ruido. Después de comparar la relación señal-ruido con un umbral, la corriente de activación de los elementos emisores de luz en el sensor se ajusta dinámicamente para reducir el consumo de energía mientras se mantiene la relación señal-ruido a un nivel adecuado. El componente de señal de la señal del sensor se puede medir identificando transiciones sistólicas. Las transiciones sistólicas se detectan utilizando un esquema de promedio de derivada máxima y mínima. El mínimo móvil y el máximo móvil se comparan con la suma escalada del mínimo móvil y el máximo móvil para identificar las transiciones sistólicas. Una vez que se ha identificado el componente de señal, el componente de señal se compara con un componente de ruido para calcular la relación de señal a ruido.

A la luz de la presente técnica, es beneficioso minimizar la cantidad de artefactos de movimiento en la señal y mantener al máximo la proporción de la señal relacionada con el flujo sanguíneo. Esto se puede lograr organizando la medición de modo que el volumen de tejido a través del cual se propaga la energía radiante antes de llegar al detector que contiene la proporción relativa máxima de vasculatura en la que fluye sangre activa, y solo una cantidad mínima de otro volumen de tejido, es decir, tejidos en los que la pulsación sanguínea es menos significativa. Sin embargo, esto tiene algunas complicaciones.

En primer lugar, el grosor de la piel y otras capas de tejido humano, por ejemplo, la epidermis, la dermis papilar y la dermis reticular, varía entre individuos y también entre diferentes ubicaciones espaciales de la piel y, por lo tanto, el grosor del tejido que contiene sangre activa y la profundidad de la superficie de la piel es diferente en diferentes individuos y/o ubicaciones espaciales en la piel. Además, el flujo sanguíneo en diferentes capas de la piel varía dinámicamente entre diferentes condiciones de modo que cuando la piel está fría, la circulación sanguínea es mínima cerca de la superficie de la piel mientras que con la piel cálida el flujo sanguíneo está activo cerca de la superficie de la piel. Estos aspectos hacen que sea difícil proporcionar una medición confiable.

Además, el dispositivo de medición de la frecuencia de pulso portátil debe óptimamente tener un pequeño tamaño y batería de larga duración que sean más útiles para sus usuarios.

En base a lo anterior, existe la necesidad de una solución que tenga en cuenta al menos algunos de los aspectos y variaciones anteriores que afectan a las mediciones de la frecuencia del pulso y que proporcione una medición confiable de la frecuencia del pulso.

Resumen

De acuerdo con un aspecto de la invención, se proporciona un dispositivo de medición de pulso portátil. El dispositivo comprende una configuración de iluminación que comprende dos fuentes de emisión de luz para emitir energía radiante a través de un tejido del cuerpo humano y dos detectores de luz para detectar la intensidad de dicha energía radiante después de la propagación a través del tejido del cuerpo humano y para proporcionar señales de entrada representativas de dicha propagación; medios de procesamiento configurados para determinar la frecuencia del pulso en respuesta al procesamiento de las señales de entrada. Los elementos en la configuración de iluminación están dispuestos en el dispositivo de medición de pulso portátil en una configuración en la que las fuentes de emisión de luz en la configuración de iluminación están dispuestas asimétricamente en relación con los detectores de luz en la configuración de iluminación.

De acuerdo con la invención, las fuentes de emisión de luz en la configuración de iluminación están dispuestas de tal manera que las distancias desde las fuentes de emisión de luz a los detectores de luz en la configuración de la iluminación se diferencian entre sí.

En un ejemplo no de acuerdo con la invención, la configuración de iluminación comprende al menos dos fuentes de emisión de luz que emiten la misma longitud de onda.

De acuerdo con la invención, la configuración de iluminación comprende dos fuentes de emisión de luz que emiten dos longitudes de onda diferentes.

De acuerdo con la invención, la configuración de iluminación comprende dos detectores de luz y dos fuentes de emisión de luz comprenden una primera fuente de emisión de luz y una segunda fuente de emisión de luz en el que las primera y segunda fuentes emisores de luz emiten diferentes longitudes de onda. Los dos detectores de luz y la primera fuente de emisión de luz están dispuestos a lo largo de un primer eje, la primera fuente de emisión de luz está dispuesta entre los dos detectores de luz en el primer eje, y la primera fuente de emisión de luz y la segunda fuente de emisión de luz están dispuestas. a lo largo de un segundo eje. Las distancias desde la primera fuente de emisión de luz a los dos detectores de luz difieren entre sí y las distancias desde la segunda fuente de emisión de luz hasta los dos detectores de luz difieren entre sí. Las distancias desde la primera fuente de emisión de luz hasta los dos detectores de luz y las distancias desde la segunda fuente de emisión de luz hasta los dos detectores de luz se eligen para proporcionar un rango de medición óptimo en el tejido del cuerpo humano.

En una realización el dispositivo comprende además medios de bloqueo para bloquear la fuga de luz directa desde las al menos dos fuentes de emisión de luz hasta por lo menos un detector de luz de bloqueo.

En una realización, la primera fuente de emisión de luz está configurado para emitir más corta longitud de onda de la luz visible y la segunda fuente de emisión de luz está configurado para emitir luz visible de longitud de onda más larga. En una realización, la luz visible de longitud de onda más corta comprende luz verde o azul y la luz visible de longitud de onda mayor comprende luz roja o infrarroja.

En una realización están configurados los medios de procesamiento para determinar si un canal que comprende un detector de luz específica que detecta energía radiante de una fuente de emisión de luz específica es superior a un primer umbral de factor de confiabilidad, el factor de confiabilidad que indica una estimación de la confiabilidad del corazón lectura de velocidad para cada canal, y para seleccionar un canal que tenga un factor de confiabilidad por encima del primer umbral del factor de confiabilidad.

En una realización, los medios de procesamiento están configurados para seleccionar un canal que tiene el mayor factor de confiabilidad. En otra realización, los medios de procesamiento están configurados para seleccionar un canal que tenga el menor consumo de energía.

En una realización, los medios de procesamiento están configurados para cortar la energía de funcionamiento de al menos otro canal no seleccionado.

En una realización, los medios de procesamiento están configurados para reducir la intensidad de luz de la fuente de emisión de luz del canal seleccionado de manera que el factor de confiabilidad del canal seleccionado excede del primer umbral de factor de confiabilidad.

En una realización, los medios de procesamiento están configurados para aumentar la intensidad de luz de la fuente de emisión de luz del canal seleccionado de manera que el factor de confiabilidad del canal seleccionado excede el primer umbral de factor de confiabilidad.

En una realización están configurados los medios de procesamiento para determinar que el factor de confiabilidad de un canal está por debajo del primer umbral de factor de confiabilidad; encender al menos un canal cuya potencia operativa se apagó anteriormente; determinar nuevamente el factor de confiabilidad para cada canal; y volver a seleccionar un canal que tenga el factor de confiabilidad por encima del primer umbral de factor de confiabilidad, o que tenga el factor de confiabilidad por encima del primer umbral de factor de confiabilidad y el menor consumo de energía.

En una realización, los medios de procesamiento están configurados para determinar que el factor de confiabilidad de un canal es inferior a un segundo umbral de factor de confiabilidad y de apagar la energía de funcionamiento del canal. En una realización, el factor de confiabilidad se calcula como SNR = || X^{h r}|| / || X^nHR||, donde X^{h r}es la relación de la señal relacionada con el flujo de sangre pulsante, X^nHRes la relación de la señal no relacionada con el flujo de sangre pulsátil, y || || es un operador de norma de señal. En una realización, || || es un operador de potencia de señal o un operador de amplitud de señal. Para una persona experta en la técnica está claro que también se pueden utilizar varios otros posibles operadores de normas.

La invención se expone en las reivindicaciones adjuntas.

Breve descripción de los dibujos:

Los dibujos adjuntos, que se incluyen para proporcionar una comprensión adicional de la invención y constituyen una parte de esta especificación, ilustran realizaciones de la invención y ejemplos relacionados y junto con la descripción ayudan a explicar los principios de la invención. En los dibujos:

La figura 1A es un diagrama de bloques que ilustra una realización de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil de acuerdo con la presente invención.

La figura 1B es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil de acuerdo con la presente invención.

La figura 1C es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil de acuerdo con la presente invención.

La figura 1D es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil de acuerdo con la presente invención.

La figura 1E es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil de acuerdo con la presente invención.

Las Figuras 2A, 2B y 2C ilustran el uso de luz verde e infrarroja para medir la frecuencia del pulso, por ejemplo, al utilizar la disposición de medición divulgada en la Figura 1A y la Figura 1B.

La figura 3 es un diagrama de bloques que ilustra una realización de un dispositivo portátil de medición de pulsos. La figura 4 es un diagrama de bloques que ilustra el proceso operativo de un dispositivo de medición de pulsos de acuerdo con una realización de la invención.

La figura 5 ilustra la lógica del canal cuando un dispositivo de medición de pulsos comprende dos fuentes de emisión de luz y dos detectores de luz de acuerdo con una realización de la invención.

La figura 6 ilustra la lógica del canal cuando un dispositivo de medición de pulsos comprende dos fuentes de emisión de luz y dos detectores de luz de acuerdo con otra realización de la invención.

Descripción detallada

Ahora se hará referencia en detalle a las realizaciones de la presente invención, ejemplos de las cuales se ilustran en los dibujos que se acompañan.

La figura 1A es un diagrama de bloques que ilustra una realización de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil de acuerdo con la presente invención. La disposición de medición divulgada en la Figura 1A comprende un primer detector 100 de luz y un segundo detector 102 de luz. Los detectores de luz son, por ejemplo, fotodetectores que pueden detectar la luz reflejada. La disposición de medición también comprende dos fuentes 104, 106 emisoras de luz. En una realización, la disposición de medición se ha dispuesto en un lado inferior de un dispositivo de medición portátil, que se lleva, por ejemplo, en una muñeca o en alguna otra parte del cuerpo, donde el dispositivo toca firmemente la piel.

El tejido, por ejemplo, la piel se ilumina mediante una fuente de luz, por ejemplo, un diodo emisor de luz (LED). En la disposición de la Figura 1A, la primera fuente 104 de emisión de luz emite luz infrarroja y la segunda fuente 106 de emisión de luz emite luz verde. Una señal óptica es una señal derivada como una variación de la intensidad de la luz detectada en los detectores 100, 102 de luz en función de los cambios en la absorción de la luz en el tejido. Los cambios en la intensidad de la luz pueden deberse a una deformación del tejido, por ejemplo, debido a movimientos, o cambios en el volumen de sangre en el área, causados por el flujo sanguíneo pulsativo. Este último se utiliza para la detección de la frecuencia cardíaca.

La piel del tejido humano comprende varias capas incluyendo la epidermis, la dermis papilar, dermis reticular e hipodermis. Las propiedades de la piel también varían entre los individuos y la ubicación anatómica. La dermis papilar incluye una pequeña vasculatura que se contrae cuando está fría. La dermis reticular incluye vasculatura más grande que es menos sensible al frío. La profundidad de medición deseada donde se va a medir la sangre se produce en la epidermis, que suele tener una profundidad de entre 0.6 y 3 mm. La siguiente capa de tejido es principalmente tejido graso y agrega artefactos a la señal detectada si se refleja una parte significativa de la luz de este tejido, ya que el tejido graso es sensible a las deformaciones causadas por los movimientos y no contiene vasculatura significativa.

La deformación del tejido debido al movimiento provoca cambios importantes en las trayectorias de reflexión de la luz dentro del tejido, lo que conduce a cambios importantes en la intensidad de la luz observados en los detectores de luz cuando el tejido se ilumina con una intensidad de luz constante. Esta relación depende del volumen de tejido a través del cual viaja la luz, es decir, cuanto mayor es el volumen, más cambios provocan los movimientos. Por lo tanto, es preferible minimizar el volumen de tejido que se va a iluminar para minimizar los artefactos en las señales detectadas por los detectores de luz.

En la reflectancia fotopletismográfica En la profundidad de penetración de la luz en el tejido depende principalmente de dos factores:

1) La distancia entre los detectores 100, 102 de luz y las fuentes 104, 106 de emisión de luz. La profundidad media de penetración de la luz en un tejido homogéneo es aproximadamente d/2 donde d es la distancia entre un detector de luz y una fuente de emisión de luz.

2) La longitud de onda de la luz afecta la absorción de la luz en el tejido, de modo que las longitudes de onda más cortas (por ejemplo, verde o azul) se absorben significativamente más que las longitudes de onda más largas, como la infrarroja y la roja. Un coeficiente de absorción para la luz verde puede ser más de 10 veces o incluso 100 veces mayor que para la luz infrarroja o roja. Para un nivel de luz similar en un detector de luz, se necesita una intensidad de luz 10 veces mayor.

Por lo tanto, de acuerdo con la disposición de medición divulgada en la Figura 1A, la profundidad de penetración de la luz se puede controlar variando la distancia d. En otra realización, además de variar la distancia d, también se pueden variar las longitudes de onda de la luz. Para una penetración poco profunda, se pueden usar longitudes de onda pequeñas y más cortas, mientras que se pueden usar longitudes de onda mayores y más largas para una penetración más profunda. Al variar la distancia d o ambos factores (distancia d y longitudes de onda utilizadas) de forma independiente, es posible optimizar mejor la profundidad de penetración en un tejido no homogéneo.

En la realización de la Figura 1A, la primera fuente 104 de emisión de luz emite luz infrarroja y la segunda fuente 106 de emisión de luz emite luz verde. Además, la distancia d1 es de aproximadamente 2.5 mm, la distancia d2 es de aproximadamente 4 mm, la distancia d3 es de aproximadamente 6 mm y la distancia d4 es de aproximadamente 4 mm. Por tanto, las fuentes 104, 106 emisoras de luz están dispuestas asimétricamente en relación con los detectores 100, 102 de luz. Aunque la realización de la Figura 1A describe específicamente el uso de luz verde e infrarroja, también se pueden usar otras longitudes de onda adecuadas, por ejemplo, luz azul y luz roja, etc. Los centros de los detectores 100 y 102 de luz y la fuente 106 de emisión de luz pueden estar dispuestos sustancialmente a lo largo de un solo eje. En otra realización, el punto central de la fuente de emisión de luz 106 puede estar por debajo o por encima del eje determinado por los centros de los detectores 100 y 102 de luz.

La disposición de medición se divulga en la Figura 1A proporciona una solución que permite la frecuencia del pulso de medición de varias profundidades de tejido. En otras palabras, se puede utilizar una profundidad de medición que proporcione el mejor resultado de detección para la frecuencia cardíaca. La disposición de medición divulgada en la Figura 1A también brinda la posibilidad de variar la profundidad de medición en tiempo real o casi en tiempo real porque proporciona cuatro canales de medición diferentes (combinaciones de una fuente de emisión de luz y un detector de luz) para elegir. Por ejemplo, en condiciones de piel fría se produce un flujo sanguíneo mínimo cerca de la piel. Por lo tanto, se puede aplicar una medición más profunda. En condiciones de piel cálida, el flujo sanguíneo está activo cerca de la piel y, por lo tanto, se puede aplicar una profundidad de medición menor.

Por otra parte, cuando el tejido se ilumina con luz a través de la piel, la absorción de la luz es causada por la piel, el tejido que contiene sangre, y tejido graso (absorción similar al agua). En total, el coeficiente de absorción para, por ejemplo, la luz verde puede ser más de 10 veces o incluso 100 veces mayor que el de la infrarroja o la roja. Como resultado, la luz verde se atenúa rápidamente en el tejido y solo un volumen muy pequeño de tejido afecta la intensidad de la luz medida con un fotodetector que está cerca de la fuente de luz. Por lo tanto, la luz verde es una buena opción en situaciones en las que la perfusión de la sangre cerca de la superficie de la piel es buena y los artefactos de movimiento (que dependen de la deformación del volumen del tejido debido al movimiento) deben minimizarse. Esto es típico, por ejemplo, durante el ejercicio físico. Sin embargo, debido al coeficiente de absorción alto, la intensidad de luz requerida es mayor con luz verde que con luz infrarroja para obtener una intensidad de luz promedio similar en un detector de luz y, por lo tanto, el consumo de energía de la fuente de luz de emisión de luz verde es mayor que el de la fuente de luz infrarroja. Por lo tanto, en situaciones en las que la perfusión sanguínea es más profunda en el tejido, pero no en la superficie y/o cuando los artefactos de movimiento son lo suficientemente pequeños como para obtener una calidad de señal suficiente, el infrarrojo puede verse favorecido para ahorrar energía de la batería y/u obtener una mejor calidad de señal. Además, el tejido humano en la práctica no es homogéneo. Por tanto, una cantidad significativa de luz emitida puede llegar a la capa de tejido que comprende principalmente grasa provocando reflejos no deseados. El uso de luz verde minimiza este efecto porque la luz verde no se refleja bien a través de la epidermis.

En una realización de la Figura 1A, la fuente de emisión de luz de luz 106 emite verde y la fuente 104 de emisión de luz emite luz infrarroja. La distancia d1 entre el centro del detector 102 de luz y la fuente 106 de emisión de luz está entre 2.0 mm y 4.0 mm y la distancia d4 entre el centro del detector 100 de luz y la fuente 106 de emisión de luz está entre 4.0 mm y 6.0 mm. La distancia d2 entre el centro del detector 102 de luz y la fuente 104 de emisión de luz está entre 4.0 mm y 6.0 mm y la distancia d3 entre el centro del detector 100 de luz y la fuente 104 de emisión de luz está entre 6.5 mm y 8.5 mm. En una realización adicional, la distancia d1 entre el centro del detector 102 de luz y la fuente 106 de emisión de luz es aproximadamente 3.0 mm y la distancia d4 entre el centro del detector 100 de luz y la fuente 106 de emisión de luz es aproximadamente 5.0 mm. La distancia d2 entre el centro del detector 102 de luz y la fuente 104 de emisión de luz es aproximadamente 5.2 mm y la distancia d3 entre el centro del detector 100 de luz y la fuente 104 de emisión de luz es aproximadamente 7.5 mm.

La figura 1B es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil. Mientras que la Figura 1A divulga un par de detectores de luz y un par de fuentes de emisión de luz, la Figura 1B divulga solo un detector 110 de luz. Se han dispuesto múltiples fuentes 112, 114, 116, 118 emisoras de luz alrededor del detector 110 de luz donde las distancias d5, d6, d7, d8 de las fuentes 112, 114, 116, 118 de emisión de luz difieren entre sí. Por tanto, las fuentes 112, 114, 116, 118 de emisión de luz están dispuestas asimétricamente en relación con el detector 110 de luz. La cantidad de fuentes de emisión de luz también puede ser mayor que la descrita en la Figura 1B o menor que la descrita en la Figura 1B. Las fuentes 112, 114, 116, 118 de emisión de luz pueden transmitir todas la misma longitud de onda, por ejemplo, luz roja, infrarroja, azul o verde. En otra realización, las fuentes 112, 114, 116, 118 de emisión de luz incluyen fuentes de emisión de luz que emiten al menos dos longitudes de onda diferentes.

La figura 1C es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil. La disposición comprende un detector 120 de luz y dos fuentes 122, 124 emisoras de luz. Las distancias d9 y d10 desde las fuentes 122, 124 emisoras de luz al detector 120 de luz difieren entre sí. Por tanto, las fuentes 122, 124 de emisión de luz están dispuestas asimétricamente en relación con el detector 120 de luz. En una realización de la Figura 1C, la fuente de emisión de luz 124 emite luz verde y la fuente de emisión de luz 122 emite luz infrarroja, y la distancia d10 entre el centro del detector 120 de luz y la fuente 124 de emisión de luz está entre 2.5 mm y 4.5 mm y la distancia d9 entre el centro del detector 120 de luz y la fuente 122 de emisión de luz está entre 4.0 mm y 7.0 mm. En una realización adicional, la distancia d10 entre el centro del detector 120 de luz y la fuente 124 de emisión de luz es aproximadamente 3.6 mm y la distancia d9 entre el centro del detector 120 de luz y la fuente 122 de emisión de luz es aproximadamente 6.0 mm.

La figura 1D es un diagrama de bloques que ilustra un ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil. La disposición comprende dos detectores 126, 128 de luz y una fuente 130 de emisión de luz. Las distancias d11 y d12 desde la fuente 130 de emisión de luz a los dos detectores 126, 128 de luz difieren entre sí. Por tanto, la fuente 130 de emisión de luz está dispuesta asimétricamente en relación con los detectores 126, 128 de luz. La figura 1E es un diagrama de bloques que ilustra otro ejemplo no de acuerdo con la invención de una disposición de medición en un dispositivo de medición portátil. La disposición comprende un detector 138 de luz y tres fuentes 132, 134 y 136 emisoras de luz. Las distancias d13 desde las fuentes 132 y 134 emisoras de luz al detector 138 de luz son idénticas o sustancialmente idénticas. La distancia d14 desde la fuente 136 de emisión de luz al detector 138 de luz difiere de la distancia d13. En esta realización, las fuentes 132 y 134 emisoras de luz están dispuestas para emitir una primera longitud de onda y la fuente 136 de emisión de luz está dispuesta para emitir una segunda longitud de onda. En funcionamiento, al medir el pulso con las fuentes 132 y 134 de emisión de luz, las fuentes se encienden y apagan simultáneamente. Esto hace posible cubrir un área más grande con el detector 138 de luz que solo con una única fuente de emisión de luz. En una realización, las fuentes 132 y 134 de emisión de luz emiten luz verde y la fuente 136 de emisión de luz emite luz infrarroja.

Además, cuando se utilizan las fuentes 132, 134 y 136 de emisores de luz en la medición del pulso, las fuentes se encienden y apagan sucesivamente. En otras palabras, las fuentes 132 y 134 de emisión de luz se encienden y apagan simultáneamente mientras que la fuente 136 de emisión de luz se enciende sólo después de que las fuentes 132 y 134 de emisión de luz se hayan apagado. Esto hace posible cubrir selectivamente una variedad de profundidades de medición con el detector 138 de luz que solo con una única fuente de emisión de luz y/o si solo se usara una única longitud de onda.

En una realización de la figura 1E las fuentes 132, 134 emisoras de luz, emiten luz verde y la fuente 136 de emisión de luz emite luz infrarroja, y la distancia d13 entre el centro del detector 138 de luz y las fuentes 132, 134 de emisión de luz están entre 2.5 mm y 4.5 mm y la distancia d14 entre el centro del detector 138 de luz y la fuente 136 de emisión de luz está entre 4.0 mm y 7.0 mm. En una realización adicional, la distancia d13 entre el centro del detector 138 de luz y las fuentes 132, 134 de emisión de luz es de aproximadamente 3.6 mm y la distancia d14 entre el centro del detector 138 de luz y la fuente 136 de emisión de luz es de aproximadamente 6.0 mm.

Las figuras 1A, 1B, 1C, 1D y 1E, divulgan cinco configuraciones de medición específicas. En otros ejemplos, la configuración de medición puede ser diferente siempre que una configuración de iluminación comprenda al menos tres elementos seleccionados de una fuente de emisión de luz para emitir energía radiante a través de un tejido del cuerpo humano y un detector de luz para detectar la intensidad de dicha energía radiante después propagación a través del tejido del cuerpo humano y para proporcionar señales de entrada representativas de dicha propagación, en el que la configuración de iluminación comprende al menos una fuente de emisión de luz y al menos un detector de luz, en el que los elementos de la configuración de iluminación están dispuestos en una configuración donde las fuentes de emisión de luz en la configuración de iluminación están dispuestas asimétricamente en relación con los detectores de luz en la configuración de iluminación. En otras palabras, la profundidad de penetración de la luz en el tejido del cuerpo humano puede controlarse variando al menos una distancia d. En una realización adicional, también se pueden variar las longitudes de onda de la luz además de variar la distancia utilizando fuentes de emisión de luz que emiten diferentes longitudes de onda.

Las distancias d1-d13 divulgadas en las Figuras 1A-1E se miden preferiblemente entre los centros de los elementos divulgados.

En una realización de la Figura 1A, 1B, 1C, 1D o Figura 1E, algunos medios para bloquear la fuga de luz directa desde las al menos dos fuentes de emisión de luz a al menos un detector de luz. Esto proporciona la ventaja de que la detección de la luz reflejada del tejido humano no se ve afectada por las fugas de luz de las fuentes de emisión de luz. Los medios de bloqueo se refieren, por ejemplo, a cualquier material o construcción que evite la fuga de luz directa desde las al menos dos fuentes de emisión de luz hasta al menos un detector de luz.

Al menos una de las realizaciones de la Figura 1A, 1B, 1C, 1D o Figura 1E, la solución proporciona la capacidad de elegir dinámicamente la profundidad de medición activa, es decir, la profundidad media a través de la cual alcanza la energía radiante cuando pasa de una fuente de energía radiante al detector de manera que el volumen de tejido entre la fuente de energía radiante y el detector sea máximamente proporcional al flujo sanguíneo y mínimamente sensible a otras deformaciones del tejido.

Las Figuras 2A, 2B y 2C ilustran el uso de luz verde e infrarroja para medir la frecuencia del pulso, por ejemplo, utilizando la disposición de medición divulgada en la Figura 1A, 1B, 1C, 1D o la Figura 1E.

La Figura 2A ilustra una situación comparativa entre señales detectadas por un detector de luz para luz verde y luz infrarroja cuando se mide la piel fría. El eje horizontal representa el tiempo y el eje vertical detecta la amplitud de la señal. La frecuencia cardíaca se ve claramente en la señal infrarroja, pero es casi invisible en la señal verde. En esta situación, se preferiría el uso de luz infrarroja para una detección confiable del ritmo cardíaco.

La figura 2B ilustra una situación comparativa entre las señales detectadas por un detector de luz para luz verde y luz infrarroja cuando se mide la piel caliente. El eje horizontal representa el tiempo y el eje vertical detecta la amplitud de la señal. La frecuencia cardíaca se puede ver en ambas señales. En tal situación, se preferiría el uso de luz infrarroja debido al menor consumo de energía.

La Figura 2C ilustra una situación comparativa entre señales detectadas por un detector de luz para luz verde y luz infrarroja cuando hay movimiento durante la medición. El eje horizontal representa el tiempo y el eje vertical detecta la amplitud de la señal. Se puede ver que casi ningún efecto de movimiento está presente en la señal verde, pero la señal infrarroja se ve perturbada por el movimiento. En esta situación, se preferiría la luz verde para una detección confiable de la frecuencia cardíaca.

La figura 3 es un diagrama de bloques que ilustra una realización de un dispositivo portátil de medición de pulsos. El dispositivo de medición del pulso puede adoptar la forma de un dispositivo de tipo reloj de pulsera o cualquier otra forma aplicable. Cabe señalar que la presente invención se puede unir a cualquier forma y ubicación de la piel donde se pueda alcanzar una unión firme a la piel. Por ejemplo, una banda para el brazo o el antebrazo, una banda para la cintura, una banda para la cabeza o una banda ajustada son posibles realizaciones para tal medida.

El dispositivo comprende un procesador 300 que está dispuesto para procesar información recibida a través de varias rutas de señal desde otros elementos del dispositivo y para proporcionar información de control para los elementos del dispositivo. Una memoria 302 conectada al procesador 300 está dispuesta para almacenar la lógica del programa en base a la cual el procesador 300 realiza varias operaciones relacionadas con la invención. La memoria 302 también puede almacenar datos de medición de la frecuencia del pulso. El procesador 300 está conectado a un bloque de control de fuente 308 de luz que está dispuesto para controlar una primera fuente 310 de luz y una segunda fuente 312 de luz en base a las instrucciones recibidas del procesador 300 para emitir señales de luz hacia el tejido humano. “SPI” en relación con algunas rutas de señal significa interfaz periférica en serie a través de la cual la comunicación en serie se puede realizar a través de varios bloques, “cs” en relación con algunas rutas de señal significa que, junto con el uso de SPI, cs se puede usar para señalar con qué bloque comunicarse. “CONTROL” en relación con una ruta de señal entre el bloque 316 analógico y el procesador 300 es una señal de control que tiene un conjunto de líneas de control para controlar circuitos analógicos tales como encendido/apagado del bloque 316 analógico y control de sincronización de muestreo de datos.

Un primer detector de luz 318 y un segundo detector 320 de luz están dispuestos para recibir la luz reflejada del tejido humano. Las señales detectadas por los detectores 318, 320 de luz son recibidas por un bloque 316 analógico, que puede realizar un filtrado de paso bajo y, alternativa o adicionalmente, puede realizar un filtrado de paso de banda o de paso alto para eliminar las señales no deseadas. También podría haber un mecanismo de control para leer valores en (circuito de muestreo y retención) cuando hay una medición en curso (es decir, fuente de emisión de luz encendida). La salida del bloque 316 será entonces transformada a forma digital por el ADC 314.

El dispositivo también comprende una pantalla 306 que está dispuesta para mostrar una lectura de frecuencia cardíaca en respuesta a instrucciones del procesador 300. También se proporcionan medios 304 de carga para suministrar energía operativa al dispositivo. El dispositivo puede comprender adicionalmente también un acelerómetro u otro sensor relativo al movimiento del dispositivo 322. Realizaciones alternativas a un acelerómetro incluyen, por ejemplo, giroscopio, magnetómetro, película sensible a la fuerza entre el dispositivo y la piel, o sensor óptico dispuesto para medir deformaciones tisulares. Las señales del sensor de movimiento pueden usarse para compensar errores de movimiento no deseados en las señales detectadas por los detectores 318, 320 de luz.

Aunque la Figura 3 describe dos fuentes de emisión de luz y dos detectores de luz, otros ejemplos que no están de acuerdo con la invención pueden comprender una configuración de iluminación que comprende al menos tres elementos seleccionados entre una fuente de emisión de luz y un detector de luz, en el que la configuración de iluminación comprende al menos una fuente de emisión de luz y al menos un detector de luz.

El dispositivo también puede comprender componentes o elementos no divulgados en la Figura 3, por ejemplo, al menos uno de un chip bluetooth, una antena bluetooth, una interfaz de conexión de datos, un botón o botones mecánicos, un sensor de luz (por ejemplo, un sensor de luz ambiental) etc.

La figura 4 es un diagrama de bloques que ilustra el proceso operativo de un dispositivo de medición de pulsos de acuerdo con una realización de la invención.

La figura 4 ilustra múltiples 400, 402, 404 señales ópticas que están provistas de detectores de luz, por ejemplo, fotodetectores. Un procesador recibe las señales ópticas y las procesa para determinar una frecuencia 408, 410, 412 cardíaca basada en las señales. También se puede proporcionar una señal de movimiento o señales 406 al procesador. La señal de movimiento es una señal relacionada con el movimiento del sensor (por ejemplo, un sensor de aceleración) o el movimiento del tejido. Por ejemplo, puede ser una señal de acelerómetro o puede ser otra señal óptica que sea insensible al flujo sanguíneo en el tejido. Las señales ópticas se distorsionan fácilmente debido a varios movimientos y las señales de movimiento se utilizan para filtrar el movimiento de las señales ópticas.

Además, la deformación del tejido debido al movimiento provoca cambios importantes en las trayectorias de reflexión de la luz dentro del tejido, lo que conduce a cambios importantes en la intensidad de la luz observados en un detector de luz cuando el tejido se ilumina con una intensidad de luz constante. Esta relación depende del volumen de tejido a través del cual viaja la luz, es decir, cuanto mayor es el volumen, más cambios provocan los movimientos. Por lo tanto, en una solución óptima, el volumen de tejido que se va a iluminar debe minimizarse para minimizar los artefactos en la señal y al mismo tiempo incluir suficientemente la iluminación del tejido con perfusión de sangre activa.

Dado que el dispositivo de medición de la frecuencia del pulso comprende al menos dos fuentes de emisión de luz y al menos un detector de luz, existen múltiples canales para medir el pulso (dependiendo de la cantidad de fuentes de emisión de luz y longitudes de onda utilizadas y la cantidad de detectores de luz).

Como regla general, se puede seleccionar 414 la mejor señal posible en un momento dado en base a la cual se determina la frecuencia del pulso. Como el artefacto de movimiento depende del volumen del tejido iluminado, la selección óptima de una medición más profunda o una profundidad de medición más pequeña también depende del estado del movimiento y del estado de la perfusión sanguínea, y de las diferencias individuales.

Por lo tanto, se puede usar un factor de confiabilidad para cada canal medido como una estimación de la confiabilidad de la lectura de frecuencia cardíaca (denominada aquí como SNR). Como ejemplo, la SNR puede calcularse como SNR = | | X^{h r}| | / | | X^nHR| |

donde X^{h r}es la relación de la señal relacionada con el flujo sanguíneo pulsativo, X^nHRes la relación de la señal no relacionada con el flujo sanguíneo pulsátil e || || es el operador de la norma de señal, por ejemplo, energía, energía absoluta, amplitud o amplitud media. X^{h r}y X^nHRpueden estimarse adaptativamente a partir de la señal. Para una persona experta en la técnica está claro que también se pueden utilizar varios otros posibles operadores de normas. También es evidente que también pueden usarse otras formas de determinar la SNR además de la descrita anteriormente. Normalmente, el canal más fiable (es decir, que tiene el valor de SNR más alto) se utiliza como una estimación de frecuencia 416 cardíaca. En otra realización, se pueden combinar varios canales, por ejemplo, mediante una operación de promediado para estimar la frecuencia cardíaca. Es evidente que también se pueden contemplar otras operaciones para combinar información en diferentes canales, tales como promedios ponderados o combinación ponderada no lineal.

En una realización, se puede ejecutar el siguiente proceso de iteración.

1) Si el factor de confiabilidad está por encima de un umbral seleccionado, la confiabilidad de la frecuencia cardíaca se considera buena en un canal determinado y esta lectura se puede usar como salida de frecuencia cardíaca. Si varios factores de confiabilidad están por encima del umbral, se puede seleccionar el canal que tenga el factor de confiabilidad más alto. Además, se pueden apagar uno o más canales para ahorrar energía de la batería. Además, también puede reducirse la intensidad de la luz del mejor canal para optimizar el consumo de energía siempre que el factor de confiabilidad permanezca por encima de un umbral seleccionado. En otra realización, cada fuente de luz tiene un consumo de energía predeterminado. La optimización puede incluir seleccionar un canal cuyo factor de confiabilidad exceda el umbral seleccionado y donde el consumo de energía para alcanzar el umbral seleccionado sea mínimo.

2) Si el factor de confiabilidad está por debajo del umbral seleccionado, uno o más canales pueden encenderse (si no están activos en el momento actual) o su intensidad de luz puede aumentarse para permitir el cambio del canal óptimo si otro canal y/o una mayor intensidad de luz proporcionaría un mejor factor de confiabilidad.

3) Si el factor de confiabilidad está por debajo de otro umbral seleccionado (es decir, una señal muy pobre), dicho canal puede cerrarse por completo para evitar gastar energía en un canal que no contribuye a la detección de frecuencia cardíaca.

Al utilizar el proceso de iteración anterior, se elige de forma adaptativa una profundidad de medición para proporcionar la frecuencia cardíaca más confiable para adaptar la profundidad de medición para que coincida mejor con la profundidad donde el flujo sanguíneo realmente ocurre en cada individuo y en cada condición, teniendo en cuenta el efecto de deformaciones tisulares provocadas por movimientos. Esto mejorará significativamente la confiabilidad de la estimación de la frecuencia cardíaca en diferentes condiciones (por ejemplo, en una situación de piel fría/caliente, en condición de reposo, en una situación de entrenamiento intensivo, etc.) y entre diferentes individuos. Además, el canal o canales de medición activos y sus intensidades de luz se pueden elegir de forma adaptativa para optimizar el factor de confiabilidad. Esto también ahorrará energía de la batería.

La Tabla 1 representa los principios generales para seleccionar la combinación de detector de luz fuente de emisión de luz óptima.

Tabla 1

Cuando se aplica “ IR y d grande”, se necesita poca potencia y se logra una penetración profunda. Cuando se aplica “ IR y d pequeña”, se logra un nivel de potencia más bajo que con la luz verde. Cuando se aplica “IR y d pequeña”, se logra una baja potencia y una penetración más profunda que con la luz verde. Cuando se aplica “Verde y d grande”, la configuración es menos sensible a los artefactos de movimiento que la luz infrarroja. Cuando se aplica “d verde y pequeña”, la configuración es la más insensible a los artefactos de movimiento y adecuada para la medición, por ejemplo, durante deportes intensivos.

La figura 5 ilustra la lógica de muestreo de canal cuando un dispositivo de medición de pulsos comprende dos fuentes de emisión de luz y dos detectores de luz de acuerdo con una realización de la invención.

La frecuencia de muestreo es, por ejemplo, 85.3 Hz en el circuito de muestreo y retención para todos los canales. La secuencia de muestreo general es LED encendido - muestreo - LED apagado. Cuando se usa más de un color de LED por medición, es importante separar las mediciones entre sí. Por lo tanto, una lógica de muestreo ejemplar puede ser: LED1 encendido - muestreo - LED1 apagado - LED2 encendido - muestreo - LED2 apagado como se indica en la Figura 5.

Un convertidor AD está muestreando a 21.3 Hz. Pueden ser un filtro de paso bajo en cada canal en la parte frontal del convertidor AD. Al tener dos fotodetectores y dos LED de diferentes colores, la cantidad total de canales de medición es cuatro. Dado que la configuración tiene dos canales de recepción, es posible obtener dos conjuntos de datos para monitorear y analizar a la vez. El período de análisis se puede establecer en un valor predeterminado y después de cada período de análisis, se puede seleccionar otro canal de medición para monitorear y analizar.

Un posible diagrama de estados comprende cuatro estados de muestreo. Se iniciará una conversión AD para el canal 1 en el estado 1 y para el canal 2 en el estado 2. El tercero puede ser un estado de “reposo” sin hacer nada para la medición. El cuarto estado se puede utilizar para recopilar datos de movimiento, por ejemplo, de un sensor sensible al movimiento.

En este ejemplo, hay cuatro combinaciones de canales ópticos para mediciones reales. El dispositivo puede mantener en memoria la combinación de canales ópticos utilizada. Se puede cambiar la selección de combinación de canales ópticos después de que se hayan analizado los datos. Cada combinación de canales ópticos también puede tener un valor de potencia de LED almacenado en la memoria. Este valor también se puede ajustar después de que se hayan analizado los datos. El análisis se puede realizar en bloques, por ejemplo, cada 6 segundos, o sobre una ventana deslizante de una determinada duración, por ejemplo, 6 segundos.

La lógica de muestreo de canal ilustrada en la Figura 5 también se puede usar en otras configuraciones donde hay al menos dos fuentes de emisión de luz y al menos un detector de luz. Además, en una realización, se puede usar más de un detector de luz simultáneamente para muestrear una única fuente de emisión de luz.

La figura 6 ilustra la lógica del canal cuando un dispositivo de medición de pulsos comprende dos fuentes de emisión de luz y dos detectores de luz de acuerdo con otra realización de la invención. La realización de la Figura 6 es similar a la realización de la Figura 5 con la excepción de que se ha introducido otro período de muestreo. Cuando el LED 1 se apaga y antes de encender el LED, existe un período de muestreo adicional (“muestreo de LED apagado”). Este muestreo puede realizarse con uno o más detectores de luz (es decir, fotodetectores).

Las mediciones en el estado de LED apagado (es decir, una señal de interferencia que mide) se pueden usar para reducir la interferencia cuando se realizan mediciones en el estado de LED encendido. La reducción de la interferencia se puede hacer, por ejemplo, mediante filtrado adaptativo donde la señal de LED apagado se usa como una estimación del ruido de la señal, y se usa un filtro adaptativo para calcular una estimación del impacto del ruido en el LED en la señal de estado, y una señal limpia se logra mediante una operación de resta de estos dos. Hay varias posibilidades conocidas por el experto para implementar tal filtro adaptativo y su adaptación.

La lógica de muestreo de canal ilustrada en la Figura 6 también se puede usar en otras configuraciones en las que hay al menos dos fuentes de emisión de luz y al menos un detector de luz. Además, en una realización, se puede usar más de un detector de luz simultáneamente para muestrear una única fuente de emisión de luz.

Para una persona experta en la técnica es obvio que, con el avance de la tecnología, la idea básica de la invención puede implementarse de varias formas. Por tanto, la invención y sus realizaciones no se limitan a los ejemplos descritos anteriormente, sino que se definen mediante las reivindicaciones.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un dispositivo portátil de medición de pulso, que comprende:

una configuración de iluminación que comprende dos fuentes (104, 106) de emisión de luz dispuestas para emitir energía radiante a través de un tejido del cuerpo humano y dos detectores (100, 102) de luz, cada detector de luz está dispuesto para detectar la intensidad de dicha energía radiante de las dos fuentes (104, 106) de emisión de luz después de la propagación a través del tejido del cuerpo humano y para proporcionar señales de entrada representativas de dicha propagación, en el que las dos fuentes (104, 106) de emisión de luz comprenden una primera fuente (106) de emisión de luz dispuesta para emitir luz verde o azul y una segunda fuente (104) de emisión de luz dispuesta para emitir luz roja o infrarroja para determinar la frecuencia del pulso; medios (300) de procesamiento configurados para determinar la frecuencia de impulsos en respuesta al procesamiento de las señales de entrada; en el que los elementos en la configuración de iluminación están dispuestos en el dispositivo de medición de pulso portátil en una configuración en la que los centros de un primer detector (102) de luz y un segundo detector (100) de luz y la primera fuente (106) de emisión de luz están dispuestos sustancialmente a lo largo de una primer eje, estando la primera fuente (106) de emisión de luz dispuesta entre el primer y segundo detectores (100, 102) de luz, y la primera fuente (106) de emisión de luz y la segunda fuente (104) de emisión de luz están dispuestas a lo largo un segundo eje que difiere del primer eje y en el que las distancias desde la primera fuente (106) de emisión de luz a los dos detectores (100, 102) de luz difieren entre sí y las distancias desde la segunda fuente (104) de emisión de luz a los dos detectores (100, 102) de luz se diferencian entre sí;

las longitudes de onda y distancias utilizadas permiten la medición de una variedad de profundidades de medición en el tejido del cuerpo humano y proporcionan sensibilidad al flujo sanguíneo e insensibilidad frente a artefactos de movimiento en diferentes condiciones.

2. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la primera fuente (106) de emisión de luz está dispuesta para emitir luz verde y la segunda fuente (104) de emisión de luz está dispuesta para emitir luz infrarroja, en el que la distancia entre el centro de la primera detector (102) de luz y la primera fuente (106) de emisión de luz está entre 2.0 mm y 4.0 mm y preferiblemente alrededor de 3.0 mm, la distancia entre el centro del segundo detector (100) de luz y la primera fuente (106) de emisión de luz está entre 4.0 mm y 6.0 mm y preferiblemente alrededor de 5.0 mm, la distancia entre el centro del primer detector (102) de luz y la segunda fuente (104) de emisión de luz está entre 4.0 mm y 6.0 mm y preferiblemente alrededor de 5.0 mm, y la distancia entre el centro del segundo detector (100) de luz y la segunda fuente (104) de emisión de luz está entre 6.5 mm y 8.5 mm y preferiblemente alrededor de 7.5 mm.

3. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 2, que comprende además medios de bloqueo dispuestos para bloquear la fuga de luz directa desde las fuentes de emisión de luz hasta los detectores de luz.

4. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1-3, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para:

determinar si un canal que comprende un detector de luz específico que detecta energía radiante de una fuente de emisión de luz específica excede un primer umbral de factor de confiabilidad, un factor de confiabilidad que indica una estimación de la confiabilidad de la lectura de frecuencia cardíaca para el canal; y

seleccionar un canal que tenga un factor de confiabilidad por encima del primer umbral de factor de confiabilidad.

5. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 4, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para: seleccionar un canal que tenga el factor de confiabilidad más alto.

6. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 4, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para: seleccionar un canal que tenga el menor consumo de energía.

7. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 4 - 6, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para: desconectar la energía operativa de al menos un canal no seleccionado.

8. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 4 - 7, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para:

reducir la intensidad de la luz de la fuente de emisión de luz del canal seleccionado de modo que el factor de confiabilidad del canal seleccionado exceda el primero umbral del factor de confiabilidad.

9. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 4 a 8, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para: aumentar la intensidad de la luz de la fuente de emisión de luz del canal seleccionado de modo que el factor de confiabilidad del canal seleccionado exceda el primero. umbral del factor de confiabilidad.

10. El dispositivo de acuerdo con 7, en el que los medios de procesamiento están (300) configurados además para: determinar que el factor de confiabilidad de un canal está por debajo del primer umbral del factor de confiabilidad; encender al menos un canal cuya energía operativa se apagó anteriormente;

determinar nuevamente el factor de confiabilidad para uno o más canales; y

volver a seleccionar un canal que tenga el factor de confiabilidad por encima del primer umbral de factor de confiabilidad, o que tenga el factor de confiabilidad por encima del primer umbral de factor de confiabilidad y el menor consumo de energía.

11. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 4, en el que los medios (300) de procesamiento están configurados además para:

determinar que el factor de confiabilidad de un canal está por debajo de un segundo umbral de factor de confiabilidad; y

apagar la energía de funcionamiento del canal.

12. El dispositivo de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 4 a 11, en el que el factor de confiabilidad se calcula como

SNR = | | X^{h r}| | / | | X^nHR| |

donde X^{h r}es la parte de la señal relacionada con el flujo sanguíneo pulsativo, X^nHRes la parte de la señal no relacionada con el flujo sanguíneo pulsátil, y || || es un operador de norma de señales.