心率测量 本发明涉及心率测量传感器和系统，且特别地，然而并不排他地，涉及反射式光体积描记器耳机传感器(reflective photoplethy.smograph earpiecesensor)。
心脏血管功能的连续和非侵入性监测在普及的卫生保健中有明确应用。虽然在几乎所有的临床环境中可以使用大量的生物力学和生物化学信息的测量，但是诊断和监测的效用通常被限制到短暂的时间点以及或许没有代表性的生物学状态，例如仰卧并镇静的状态，或人工引导的训练试验。在这种情况，不能总是捕获瞬时的异常。许多心脏病与发作型的异常相关联而不是与连续的异常相关联。这些异常很重要，但是它们的时机不能预测，且许多时间和精力浪费在试图用受控的监测捕获“急性发作”上。重要并且甚至是危及生命的紊乱情况可能未被察觉，因为它们只是偶尔发生，且可能从未被客观地记录。
迄今，已经提出允许连续记录心率变化性的一系列的ECG监测设备。这些设备包括用于捕获致心率失常事件的数字Holter设备和用于专业运动和训练的胸带型设备。光体积描记器(PPG)设备由于与可佩戴的普及的感测设备结合的可能性，而在最近几年已经受到显著关注。PPG是基于亮光通过毛细血管床来检测皮下血液灌注的。随着动脉搏动充满毛细血管床，血管的测定体积的改变调整入射光的吸收、反射或散射，所以最后得到的反射/传输的光能够指示心脏血管事件(例如心率)的时机。PPG传感器要求至少一个光源(通常为红外的)以及接近它的一个光检测器。因为能够达到高信号强度，因此PPG传感器普遍地佩戴在手指上。然而，这种配置不适合普遍的感测，因为大部分的日常活动包括使用手指。
在最近几年中已经广泛研究了PPG传感器的不同定位。这包括身体部位，例如无名指、手腕、臂、腹部和食管。对于商用临床PPG传感器，也普遍使用耳垂和前额作为感兴趣的解剖区域。附着在耳垂上的耳夹连接如果长时期被使用就能造成疼痛，且没有一种方案适合普遍的感测应用。
能够戴在耳朵上并包括心率测量设备的一种便携式仪器的例子在US2003/0233051中描述。这种仪器包括使用戴在耳后的角状物而被固定到耳朵的耳机。在耳机上的光学传感器和角状物上提供光源，使得来自光源的光在经过耳廓的软骨后被传感器检测到，这是一种透射式(transmissive)PPG布置。应用于普遍的卫生保健的问题是仪器的相对大的耳机部分需要戴在耳朵外面。进一步，透射式设计可能增加PPG需要的光的数量以及从而需要的驱动电路。为了进行人工补偿，在不同的波长上使用两个光发射器，从而这种问题被进一步加剧，如在WO 99/32030中更详细描述的。
US 5431170是反射式PPG脉搏率计的例子，其在使得相应的测量随血液或其他流体的流量脉动而变化的波长上使用第一发射器和接收器，在测量的信号不随血液或其他流体的流量脉动而变化的不同波长上使用第二光发射器和接收器。这两种测量被比作消除从光传感器获得的信号的运动或振动噪声，所述光传感器获得随血液或其他流体的流量脉动而变化的测量。此外，使用两个单独的发射器和接收器增加了组件的数量，因此增加了成本，也由于需要驱动两个单独地发射器和接收器的事实而增加了功耗。
以上描述的现有技术设备的另外的缺陷是只提供单个传感器位置。特别地，在US 2003/0233051的戴在耳朵上的设备的例子中，发射器和接收器的位置相对于对象的耳朵的骨骼固定，以及因此，由于个体骨骼的变化，对于一些对象来说并不处于最佳位置。
本发明在独立权利要求1、7、14和15中陈述。进一步，任选的特征在从属权利要求中陈述。
在一种实施方式中，PPG传感器可戴在对象的耳后，被布置为检测从耳廓的颅骨表面、邻近的颞头皮或以上两者反射的辐射。有利地，通过使用从耳后反射的辐射，传感器能够全部戴在耳后，因此最低程度的可见性和阻碍。此外，从其获得信号的皮肤部分具有丰富的血管分布(也就是浅颞动脉/静脉和耳后动脉/静脉和辅助毛细血管)和有相对少的皮肤色素沉着的薄表皮层-这是有利地，因为表皮总的光吸收主要依赖于黑色素吸收，使得对于选定的皮肤区域，PPG辐射以更少的衰减达到皮下血管。
在可与其他实施方式中的任一个相结合的另外的实施方式中，可佩戴的PPG心率传感器包括相对于彼此被不同定向并可能具有相应的感测表面的第一辐射检测器和第二辐射检测器，相应的感测表面界定相对于彼此倾斜的感测平面，其中感测平面相对于彼此倾斜例如45°到135°，或更具体地大约90°。布置其中一个平面使得相应的检测器感测来自耳廓的颅骨表面的辐射以及另一个检测器感测来自邻近的颞头皮的辐射。为了进行光屏蔽，检测器可凹进传感器的外罩中。
在可与其他实施方式的一个或更多个结合的另外实施方式中，PPG心率感测系统包括PPG传感器以及数据处理器，该传感器具有以适合于PPG的波长工作的发射器和检测器，该数据处理器配置为当发射器开启时从来自检测器的第一信号得到心率信号，以及当发射器关闭时从来自检测器的第二信号得到心率信号。
便利地，可依照占空比(例如25％)来操作发射器，且在发射器关闭的占空比的这些部分期间能够获得第二信号。有利地，在关闭时间段期间检测第二信号只少量地将系统的功耗增加驱动检测器所需要的量。可布置数据处理器比较两个信号的频谱，以确定第一信号中相应于心率的峰值。可选地，补偿器可根据信号的频谱得到用于第一信号的滤波器。在应用滤波器后，则可以根据第一信号的频谱分析确定心率信号。
在可与其他实施方式中的一个或更多个结合的又一另外实施方式中，PPG心率传感器系统包括PPG传感器和选择器，PPG传感器具有多个检测器，每个检测器用于检测PPG信号，选择器被布置为来自各自检测器的每个PPG信号计算质量测量，并基于该质量测量选择检测器中之一，该系统被布置为从选择的检测器得到心率信号。有利地，这允许检测器给出最佳信号以被选择用于测量，由此解释对象之间的解剖的变异。
例如，质量测量是比较检测到的心率频率周围的频带中的能量与信号中的总能量的测量。例如，最初在测定(calibration)阶段期间进行选择，以在测量期间的预先确定的间隔周期性地进行选择，或当质量测量下降到阈值以下时进行选择，或检测到足够大的测量变化时进行选择。
PPG心率测量系统可包括如以上描述的传感器，并能容纳在可佩戴在对象耳后的外罩里，该外罩进一步可容纳用于将心率信号传输到接收器的无线传输器。
现在仅通过例子并参考附图描述实施方式，其中：
图1示意性显示在耳后佩戴可佩戴的心率传感器的对象；
图2显示依照一种实施方式的可佩戴的传感器；
图3显示可佩戴的心率传感器的示意性剖面图；
图4是心率测量系统的方块图；以及
图5描述使用心率测量系统和参考信号记录的信号。
参考图1、图2和图3中的剖面图，能够戴在对象6的耳朵4后面的可佩戴的传感器2包括外罩8，该外罩8的形状使得其能够像耳机一样被佩戴在耳后。颞光发射器(temporal light emitter)12和颞光检测器(temporallight detector)14凹进颞面10中大约1毫米，且被分别布置为照射对象的颞头皮并接收从颞头皮反射的辐射。当对象佩戴可佩戴的传感器时，耳廓光发射器16朝向耳廓。第一耳廓光检测器18和第二耳廓光检测器20位于耳廓光发射器16的两侧中的每一侧。当对象佩戴传感器时，耳廓发射器和检测器被分别布置为照射和接收来自耳廓的颅骨表面的辐射。第一耳廓检测器18检测从上颅骨耳廓区域反射的辐射，第二耳廓检测器20检测从第一耳廓检测器18的下部和前部区域反射的辐射。
颞检测器14和每个耳廓检测器18和20中的每一个都通过它们的感光表面界定感测平面，以及根据以上描述清楚的是颞检测器14的感测表面相对于耳廓检测器18和20界定的感测平面倾斜在45°和135°之间的角度，例如大约90°的角度，这依赖于外罩的确切几何尺寸。此外，耳廓检测器18和20的感测平面也相对于彼此倾斜。有利地，因为三个检测器位于不同的位置并处于不同的方位，因此可以记录来自解剖学上的不同区域的信号，由此增加了从其中一个检测器获得好信号的可能性。例如，这三个信号可一同求平均，或可选地，可选择为给定对象提供最佳信号的检测器(这将由于对象之间的解剖学的变异而变化)以用于数据收集，如以下更详细描述的。
光发射器12和16可以是发光二极管，例如来自UDT(RTM)的DLED-690/905、DLEN-690/940和来自API(RTM)的PDI-E835。前两者同时提供可见红光和红外线辐射，但是在一种实施方式中，只使用红外线辐射通道。检测器14、18和20可包括光电二极管，例如来自UDT(RTM)的PIN-4.0或PIN-8.0，或来自西门子(RTM)的BPW34F。这些光电二极管的有效面积分别是4、8和7mm2。虽然后一光电二极管包括日光滤光器，但是使用日光滤光器没有发现显著影响性能。发射器和相应检测器之间的距离可以在8到12mm的范围内。发射组件和检测组件的凹进提供某种程度的光屏蔽，以避免串扰。传感器的非感光侧被涂黑，以防止多次散射。
参考图4，发射器和检测器由块22示意性代表，并由以块24指示的各自的接口电路驱动。接口电路24通常驱动发射器和调整来自传感器的信号。在一种实施方式中，其包括与每个发射器串联的电流调节二极管，例如来自Vishay(RTM)的SST50X电流调节二极管。电流调节二极管设置发射器驱动电流，且在一种实施方式中，驱动电流在4到8mA之间是适当的。在一种实施方式中，来自检测器的输出电流被供给差分跨阻放大器，例如来自Analog(RTM)的OP297s，连同来自松下半导体(RTM)的+/-3V电源。在可选实施方式中，可使用来自Linear(RTM)的轨到轨放大器LT 1491用于不同的增益水平。接口电路24提供有三个放大通道，每个放大通道用于一个检测器以允许同时收集数据。平均功耗大约是6mW每通道。在又一另外的实施方式中，可使用这里通过引用而被并入的在Wong A、Pun KP、Zhang YZ等人在2005年的“A near-Infrared heart ratemeasurement IC with very low cutoff frequency using current steeringtechnique”(IEEE Trans.On Circuits and Systems-I Regular Papers 52(12)：2642-2647)中公开的集成的驱动电路。
在一种实施方式中，传感器(检测器和发射器)22和接口电路24被提供在外罩8中，剩余的组件被远程提供并被虚线A指示的有线链接连接。在那个实施方式中，来自接口电路24中的放大器的输出经由数字采集设备，以例如1kHz每通道的初始采样速率，被提供到PC或其他计算平台，例如来自National Instruments(RTM)的USB-6009。于是数据处理(和如果需要的话，可视化)可酌情在线或离线完成，根据需要下采样信号。
在另一实施方式中，数据处理器26、以及无线链接28(虽然可同等地使用有线链接)和通道选择器30(下面将详细描述)被容纳在外罩8中。在这个实施方式中，数据处理器可包括Texas Instruments(RTM)的具有60KB+246KB闪存、2KB RAM、12位ADC和6个模拟通道(最多连接6个传感器)的MSP430 16位超低功率RISC处理器。在这个实施方式中，由于有三个检测器和相应的放大器，因此其他的数据源可得到此外的三个通道，例如三轴加速仪。这种加速仪能够被用于提供数据，所述数据可用于改正PPG信号中由于运动产生的假象，如在2001年9月28日提交的欧洲专利申请第01203686.9中描述的，该专利申请因此在这里通过引用而被并入。加速传感器可进一步用作活动识别，例如步态分析，如在与本申请相同的申请人/受让人的题目为“Gait Analysis”的共同未决的专利申请PCT/GB 2007/000358中描述的，因此该专利申请在此通过引用而被并入。
在一种实施方式中，可使用加速传感器(或其他运动传感器)来推断佩戴该传感器的对象的活动量。在这个实施方式中使用对加速传感器的输出的分析来对身体训练的不同状态自动加时间戳，所述身体训练的不同状态例如严格的训练(例如，平均加速信号在阈值以上)或休息(例如，平均加速信号在阈值以下)。例如这个可以用于恢复测量。在这个例子中，对从高水平的训练到休息的变化加时间戳，并测量心率返回到正常休息速率所花费的时间。
此外，外罩8容纳具有250K-BPS的通过量和超过50m范围的无线模块28。可进一步并入512KB的串行闪存，以用于数据存储或缓冲。数据处理器26可运行U.C Berkeley的TinyOS，TinyOS是小的、开放源码和能量有效的传感器端口操作系统。
数据处理器26配置为根据检测器测量的PPG信号，通过识别检测器信号的频谱的峰值作为相应的心率，来确定对象的心率，如在Webster JG1997年的“Design of pulse oximeters”(Institute of Physics Publishing)中更详细描述的。具体地，在一种实施方式中，被检测器捕获的PPG信号下采样到每通道50个样值，(如果需要的话)其后跟随基线(D.C.)扣除和0.5Hz到4Hz通带的带通滤波，使用数字滤波器或附加的模拟组件。例如，使用移动窗快速傅里叶变换(Hanning窗，窗口长度20秒)可计算频谱。
在一种实施方式中，数据处理器26配置为实现例如由于运动，补偿算法而引起的假象。通常地，发射器/检测器22和驱动电路24不是连续地工作，而是间歇地工作，例如以25％的占空比进行工作(同样设想其他的占空比，例如在10％到50％范围内的占空比)。例如，电路可变为每秒钟工作达250ms。所公开的补偿算法使用当发射器关闭时(以及，当然，相应的检测器是工作的)测量的信号来测量信号，该信号用在下述处理中：补偿发射器不工作时由检测器测量的PPG信号，该PPG信号是通过检测反射的环境光得到的，而不需要现有技术中的另外的发射器。这减少了组件的数量，以及还减少了总的电流消耗，因为只需要放大电流来获得信号。有效地，算法利用“暗信号(dark signal)”来纠正假象，例如运动假象。
在一种具体实现中，比较为PPG信号获得的频谱与暗信号的频谱来确定相应于心率的频谱峰值。参考图5能够理解这点，其中每个通道的第一行显示相应于暗信号的频谱，每个通道的第二行显示用于PPG信号的频谱，最后一行显示使用商用床边脉搏血氧计(来自Nellcor，RTM的OxiMaxN-560)记录的信号的频谱。如能够从图5的通道2的图表中看到，暗信号具有115hertz的频谱峰值，其是记录信号时的步频，而PPG信号在每分钟跳动150、155和160的心率频率时从左到由具有第二峰值。
因此，在一种方案中，同时在暗信号和PPG信号中检测峰值，且只有出现在PPG信号中而不在暗信号的峰值被归因于心率，并建立在峰值频率的心率测量。
在替换的实现中，从暗信号得到步频或假象频率，于是使用陷波滤波器从PPG信号中除去步频带，以除去以步频为中心的频带，例如0.2Hz的宽度或每分跳动+/-6下。这实质上抑制步频峰值，留下心率频率峰值被测量，以获得心率。
一旦计算了心率信号，其将存储在合适的存储介质上、显示在显示屏上、或在适当时使用无线链接28传输到接收器。
在又一另外的实施方式中，如果该系统包括加速传感器(或其他运动传感器)，如以上描述的，则可使用加速传感器来交叉校验(cross-check)暗信号和PPG信号频谱中与运动相关的峰值。如果步频接近心率，则PPG信号和暗信号频谱的相应峰值将与PPG信号中的心率峰值重叠。通过作为独立的信号源计算来自加速传感器的主要(principal)运动频率，能够验证所观察的PPG信号和暗信号的频谱是由于心率和步频接近(如以上解释的)而不是由于系统故障。与该主要运动频率进行比较，因此允许确定从PPG信号和暗信号得到的心率信号的可靠性。当然，加速信号也可直接用来识别PPG频谱中的心率峰值。
在图5的示例性对象数据中，很明显当通道2在PPG信号中具有相应于心率的明显的峰值时，从通道1的PPG信号中检测不到这样的峰值(通道1相应于检测器14，通道2相应于检测器18)。通常可以观察到三个通道中之一趋向提供符合特定对象的更好的信号，但是这个通道在对象之间变化，这大概是由于对象之间的解剖学变异。
为了得到用于心率测量的最佳的可用信号，通过数据处理器26实现通道选择算法和相应的通道选择器30。在测定阶段期间，对于三个通道/检测器中的每一个计算质量测量，以及然后基于该质量测量选择的检测器信号，例如具有最佳质量测量的通道，被用来计算心率。
当开启传感器时，测定阶段可作为初始化执行一次，或以预先确定的间隔，例如每五分钟，被周期性地开始。又一另外的可能性是当选择的通道的质量测量下降到预先确定的阈值以下时或如果检测到质量测量的变化大于某个值时，开始测定阶段。
在一种实施方式中，通道选择器30可操作地耦合到驱动电路24，使得在测定阶段之外，只有选择的通道的检测器和放大器以及相应的发射器是工作的，由此达到进一步的功率节约。
在一种实现中，合适的质量测量可以是心率频谱保真度指数FHRS，其被定义为以心率为中心的频带中的能量与频谱的总能量的比率。这个指数具有0和1之间的正值，例如对于在心率频率处的单频正弦波来说FRRS＝1，对于白噪声来说FHRS等于频带与采样速率的一半的比率(见Celka P、VerjusC、Vetter R等人在2004年的“Motion resistant earphone located infrared basedheart rate measurement deice(Proc.2nd International Conference BiomedicalEngineering，Innsbruck，Austria，2004，582-585页)”，由此这里通过引用并入)。在一个具体例子中，计算FHRS所使用的频带被设置为0.2Hz。
应理解以上的描述仅作为例子，而且公开的主题的各种更改、变更和并列对于技术人员来说将是明显的，并旨在被涵盖在随附权利要求的范围内。