11 Número de publicación: Int. Cl.: 74 Agente: Carpintero López, Mario

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1 19 OFICINA ESPAÑOLA DE PATENTES Y MARCAS ESPAÑA 11 Número de publicación: Int. Cl.: A61B /00 (06.01) A61B /024 (06.01) 12 TRADUCCIÓN DE PATENTE EUROPEA T3 86 Número de solicitud europea: Fecha de presentación : Número de publicación de la solicitud: Fecha de publicación de la solicitud: Título: Técnicas para detectar pulsos cardiacos y reducir el consumo de energía en los sensores. Prioridad: US Titular/es: Nellcor Puritan Bennett Incorporated 4280 Hacienda Drive Pleasanton, California 9488, US 4 Fecha de publicación de la mención BOPI: Inventor/es: Nordstrom, Brad; Shea, William y Petersen, Ethan 4 Fecha de la publicación del folleto de la patente: Agente: Carpintero López, Mario ES T3 Aviso: En el plazo de nueve meses a contar desde la fecha de publicación en el Boletín europeo de patentes, de la mención de concesión de la patente europea, cualquier persona podrá oponerse ante la Oficina Europea de Patentes a la patente concedida. La oposición deberá formularse por escrito y estar motivada; sólo se considerará como formulada una vez que se haya realizado el pago de la tasa de oposición (art del Convenio sobre concesión de Patentes Europeas). Venta de fascículos: Oficina Española de Patentes y Marcas. Pº de la Castellana, Madrid

2 DESCRIPCIÓN Técnicas para detectar pulsos cardiacos y reducir el consumo de energía en los sensores La presente invención se refiere a técnicas para detectar pulsos cardiacos y reducir el consumo de energía en los sistemas de oxímetro y sensores y, más particularmente, a técnicas para distinguir pulsos cardiacos en una señal del sensor del ruido y ajustar la corriente de accionamiento proporcionada a elementos que emiten luz en respuesta a una proporción de señal a ruido del pulso con el fin de reducir el consumo de energía. La oximetría de pulso es una tecnología que se usa normalmente para medir diversas características químicas de la sangre incluyendo, pero sin limitarse a, la saturación de oxígeno en la sangre de la hemoglobina en la sangre arterial, el volumen de pulsaciones sanguíneas individuales que se suministran al tejido y la tasa de pulsaciones sanguíneas que corresponden a cada latido cardiaco de un paciente. La medición de estas características se ha llevado a cabo mediante el uso de un sensor no invasivo. El sensor tiene una fuente luminosa tal como un diodo emisor de luz (LED) que dispersa luz a través de una parte del tejido del paciente en el que la sangre perfunde el tejido. El sensor también tiene un fotodetector que detecta fotoeléctricamente la absorción de luz a diversas longitudes de onda en el tejido. El fotodetector genera una señal del oxímetro de pulso que indica la cantidad de luz absorbida por la sangre. La cantidad de luz absorbida se usa entonces para calcular la cantidad de sangre constituyente que está midiéndose. La luz dispersada a través del tejido se selecciona para que sea de una o más longitudes de onda que se absorben por la sangre en una cantidad representativa de la cantidad de la sangre constituyente presente en la sangre. La cantidad de luz transmitida dispersada a través del tejido variará según la cantidad cambiante de sangre constituyente en el tejido y la absorción de luz relacionada. Para medir el nivel de oxígeno en la sangre, los sensores del oxímetro normalmente tienen una fuente luminosa que se adapta para generar luz de al menos dos longitudes de onda diferentes, y con fotodetectores sensibles a estas longitudes de onda, según técnicas conocidas para medir la saturación de oxígeno en la sangre. Un oxímetro de pulso típico iluminará de manera alternante al paciente con luz roja e infrarroja usando dos LED para obtener dos señales del detector diferentes. La señal del oxímetro de pulso generada por el fotodetector contiene normalmente componentes de ruido introducidas por los elementos electrónicos del oxímetro, por el paciente y por el entorno. Las señales de ruido tienen una baja proporción de señal a ruido. Un oxímetro de pulso no puede identificar con precisión la saturación de oxígeno en la sangre cuando la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso es demasiado baja. El documento US B1 da a conocer un procedimiento para operar un sensor de oxímetro que permite que se opere un emisor de luz a su intensidad máxima permisible para maximizar una proporción de señal a ruido. Para mejorar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso, un sistema de oxímetro de pulso accionará normalmente los LED con una gran cantidad de corriente. Un servomecanismo en el oxímetro de pulso accionará normalmente la mayor cantidad de corriente posible a través de los LED sin hacer que el oxímetro supere su capacidad (es decir, accionado hasta el límite completo). La gran corriente de accionamiento hace que los LED generen más luz y que consuman más energía. Dado que el fotodetector puede detectar la mayor parte de la luz procedente de los LED, la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso es superior. Aumentar la corriente de accionamiento de los LED para mejorar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso hace que el sistema consuma una cantidad indeseablemente grande de energía. La gran cantidad de consumo de energía puede ser un problema para los sistemas de oxímetro que operan mediante baterías. Por tanto, sería deseable proporcionar sistemas de oxímetro de pulso que consuman menos energía sin comprometer negativamente la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso. Este objetivo puede lograrse mediante las características de las reivindicaciones independientes. Otras mejoras están caracterizadas en las reivindicaciones dependientes. La presente invención proporciona técnicas eficaces de ciclo CPU para detectar pulsos cardiacos en una señal procedente de un sensor. La señal del sensor puede ser, por ejemplo, una señal del oxímetro de pulso generada por un fotodetector en un sensor del oxímetro de pulso. La componente de señal de la señal del sensor se mide mediante la identificación de las transiciones sistólicas potenciales del ciclo cardiaco. Las transiciones sistólicas se detectan usando un esquema de promediado de derivada. El mínimo móvil y el máximo móvil de la derivada de promedio se comparan con una suma ponderada del mínimo y del máximo para identificar las transiciones sistólicas. Las transiciones sistólicas corresponden a una componente de señal de la señal del sensor. La componente de señal se compara con una componente de ruido para determinar la proporción de señal a ruido de la señal. La presente invención también proporciona técnicas para reducir el consumo de energía en un sensor. Una vez que se ha determinado la proporción de señal a ruido del oxímetro de pulso, la proporción de señal a ruido se compara con un umbral. En respuesta al resultado de la comparación, se ajusta dinámicamente la corriente de accionamiento de los 2

3 elementos que emiten luz en el sensor para reducir el consumo de energía y mantener la proporción de señal a ruido a un nivel adecuado para el procesamiento de la señal La presente invención también proporciona técnicas para detectar y ajustar la ganancia de un amplificador de transimpedancia para reducir el efecto del ruido ambiental en un sensor. Un bucle de realimentación de control de ganancia detecta la magnitud de la señal del sensor cuando los elementos que emiten luz están desconectados. El bucle de control de la ganancia puede incluir esta información para controlar eficazmente la ganancia del amplificador de transimpedancia. Para una mejor comprensión de la naturaleza y las ventajas de la invención, debe hacerse referencia a la siguiente descripción tomada junto con los dibujos adjuntos. La figura 1 ilustra un diagrama de bloques de un sistema de oxímetro de pulso con consumo de energía reducido según una realización de la presente invención; la figura 2 es una diagrama de flujo que ilustra un procedimiento para identificar el periodo sistólico de una señal del oxímetro de pulso según una realización de la presente invención; las figuras 3A-3C son gráficos que ilustran cómo se identifican las transiciones sistólicas en las señales del oxímetro de pulso según las realizaciones de la presente invención; y la figura 4 ilustra una parte de un sistema de oxímetro de pulso con un amplificador de transimpedancia, un modulador sigma-delta, un convertidor analógico-digital y un bucle de realimentación de control de ganancia según una realización de la presente invención. Las técnicas de la presente invención pueden usarse en el contexto de un sistema de oxímetro de pulso. Un sistema de oxímetro de pulso recibe una señal del oxímetro de pulso procedente de un fotodetector en un sensor del oxímetro de pulso. La figura 1 ilustra un diagrama de bloques del sistema de oxímetro de pulso según una realización de la presente invención. El sistema de oxímetro de pulso incluye un sensor 1 de oxímetro. Un sensor de oxímetro de la presente invención puede utilizar cualquier número adecuado de elementos que emiten luz. Por ejemplo, un sensor de la presente invención puede tener 1, 2, 3 ó 4 elementos que emiten luz. En el ejemplo de la figura 1, el sensor 1 tiene dos LED 1 y 111 que emiten dos longitudes de onda diferentes de luz. El sensor 1 también incluye el fotodetector 112 que detecta luz procedente de los LED 1 y 111 una vez que la luz ha pasado a través del tejido del paciente. El sistema de oxímetro de pulso también incluye los circuitos 1 del bucle de realimentación y la interfaz 4 de accionamiento de LED. Los circuitos 1 del bucle de realimentación incluyen el bloque 2 de detección de pulsos y el bloque 3 de comparación con el umbral. El fotodetector 112 transmite la señal del oxímetro de pulso al bloque 2 de detección de pulsos. El bloque 2 de detección de pulsos tiene un servomecanismo que mide la componente de señal de la señal del oxímetro de pulso mediante la identificación de las transiciones sistólicas. El bloque 2 de detección de pulsos y el bloque 3 de comparación con el umbral forman un bucle 1 de realimentación alrededor del sensor para controlar la corriente de accionamiento de los LED y la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso, tal como se tratará en detalle más adelante. Un pulso cardiaco puede dividirse en un periodo sistólico y uno diastólico. El periodo sistólico se caracteriza normalmente por un cambio rápido en el valor debido a la contracción del corazón. El periodo diastólico se caracteriza normalmente por un cambio gradual en el valor, debido a la relajación y el rellenado de las cámaras cardiacas. Las transiciones sistólicas en la señal del oxímetro de pulso se detectan usando un esquema de promediado de derivada máxima y mínima de tres etapas, que se trata en más detalle más adelante. Se usan entonces rutinas de clasificación para filtrar los falsos positivos. Los datos resultantes contienen las transiciones sistólicas separadas de los periodos no sistólicos en la señal del oxímetro de pulso. El bloque 2 de detección de pulsos compara entonces la amplitud de la parte sistólica de la señal del oxímetro de pulso con una componente de ruido para generar un valor para la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso. Posteriormente, el bloque 3 de comparación con el umbral compara esta proporción de señal a ruido con un nivel umbral para determinar si la proporción de señal a ruido es suficientemente alta de manera que la señal del oxímetro de pulso pueda usarse para calcular con precisión la frecuencia de pulso y la saturación de oxígeno. Demasiado ruido oculta la información de la frecuencia de pulso y la saturación de oxígeno en la señal. El ruido puede degradar la señal hasta el punto de que no puede usarse para calcular con precisión la frecuencia de pulso o la saturación de oxígeno. El bloque 3 de comparación con el umbral contiene preferiblemente dos niveles umbrales histeréticos. En esta realización, el bloque 3 de comparación con el umbral detecta si la proporción de señal a ruido es superior a un nivel umbral máximo o inferior a un nivel umbral mínimo. Como ejemplo, el nivel umbral máximo puede representar una proporción de señal a ruido de 128:1 y el nivel umbral mínimo puede representar una proporción de señal a ruido de 3

4 8:1. Estos son meramente dos ejemplos de niveles umbral. No pretenden limitar el alcance de la presente invención. Los sistemas de oxímetro de la técnica anterior, por ejemplo, operan a una proporción de señal a ruido de.000:1 o superior, porque accionan los LED de la manera más brillante posible Si la proporción de señal a ruido es superior al nivel umbral máximo, el bloque 3 de comparación con el umbral envía una señal a la interfaz 4 de accionamiento de LED para reducir la corriente de LED. Basándose en el valor de la proporción de señal a ruido, el bloque 3 de comparación con el umbral puede determinar en cuánto es necesario reducir la corriente de accionamiento de LED para disminuir la proporción de señal a ruido mientras se mantiene el nivel de señal dentro de los niveles umbral mínimo y máximo. La interfaz 4 de accionamiento de LED responde disminuyendo la corriente de accionamiento de LED hasta el valor indicado por el bloque 3 de comparación con el umbral. El bucle de realimentación controla de manera continua la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso y ajusta dinámicamente la corriente de accionamiento de LED y la ganancia del sistema posterior hasta que la proporción de señal a ruido es inferior al umbral máximo. El sistema de oxímetro ahorra energía reduciendo sustancialmente la corriente de accionamiento de LED (con respecto a los sistemas de la técnica anterior), mientras mantiene la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso dentro de un intervalo aceptable. La proporción de señal a ruido también puede disminuir demasiado bajo por varias razones. Por ejemplo, puede aumentar el ruido en el oxímetro de pulso o puede disminuir la fuerza de la componente de señal si disminuye la saturación de oxígeno en la sangre del paciente. En cualquier caso, el sistema de la figura 1 detecta cuando la magnitud de la señal del oxímetro de pulso es demasiado baja y aumenta la corriente de accionamiento de LED en consecuencia. Si la proporción de señal a ruido es inferior al nivel umbral mínimo, el bloque 3 de comparación con el umbral envía una señal a la interfaz 4 de accionamiento de LED para aumentar la corriente de LED. Basándose en el valor de la proporción de señal a ruido, la comparación con el umbral puede determinar en cuánto es necesario aumentar la corriente de accionamiento de LED para aumentar la proporción de señal a ruido mientras se mantiene la señal dentro de los niveles umbral mínimo y máximo. La interfaz 4 de accionamiento de LED responde aumentando la corriente de accionamiento de LED hasta el valor indicado por el sistema de comparación con el umbral. El bucle de realimentación controla de manera continua la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso y ajusta dinámicamente la corriente de accionamiento de LED hasta que la proporción de señal a ruido es superior al nivel umbral mínimo. El umbral mínimo indica un valor mínimo permisible para la proporción de señal a ruido para el que puede calcularse con precisión la frecuencia de pulso y la saturación de oxígeno. Si la proporción de señal a ruido cae entre los niveles umbral máximo y mínimo, el sistema de oxímetro mantiene la corriente de accionamiento de LED en un valor estable. El sistema de oxímetro mantiene el equilibrio hasta que la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso sale del intervalo de los umbrales. De esta manera, un sistema de oxímetro de la presente invención contiene un bucle de realimentación dinámico tal como se muestra en la figura 1. El bucle de realimentación dinámico ajusta automáticamente la corriente de accionamiento de los LED para reducir el consumo de energía en el sensor y para mantener la proporción de señal a ruido en un nivel aceptable para el fin de calcular con precisión los niveles de saturación de oxígeno en la sangre. Según una realización preferida de la presente invención, el hardware para el servomecanismo en el bloque 2 de detección de pulsos mantiene una relación predecible entre la energía que el accionamiento 4 de LED intenta para el accionamiento de los LED y la energía de salida radiada generada en realidad por los LED. Al proporcionar una relación predecible entre la energía de entrada y de salida, es más probable que el bucle de realimentación adquiera la saturación de oxígeno a partir de la señal del oxímetro de pulso en significativamente menos tiempo, lo que requiere menos ejecuciones del servomecanismo. Dado que se aumenta la ganancia de la señal del oxímetro de pulso, la componente de señal generalmente aumenta más rápido que la componente de ruido (al menos hasta un punto por debajo de los parámetros de ganancia superiores). Debe entenderse el efecto que tiene aumentar la ganancia de la señal del oxímetro de pulso sobre la proporción de señal a ruido en un sistema particular. Ciertas combinaciones de ganancia pueden hacer que esté presente más ruido en la señal del oxímetro de pulso. Por tanto, las fases de ganancia en el bloque de detección de pulsos se aprovechan preferiblemente de las características de la variabilidad de ganancia a ruido. Por ejemplo, la señal del fotodetector que se toma como muestra usando un convertidor analógico-digital se alimenta en un bloque de ganancia. El bloque de ganancia incluye varias fases de ganancia para lograr una respuesta conocida. Se mide el ruido en cada una de estas fases de ganancia y entonces se almacena para su uso posterior para calcular la proporción de señal a ruido. A continuación se tratan las técnicas para identificar las partes sistólicas de una señal del oxímetro de pulso generada por un sensor de oxímetro. La identificación de sístole de la presente invención usa un esquema de promediado de derivada máxima y mínima de tres etapas con el fin de detectar acontecimientos sistólicos cardiacos. La figura 2 ilustra un procedimiento para identificar el periodo sistólico de una señal del oxímetro de pulso. En la primera etapa 1, se encuentra la media móvil de la derivada de la señal del oxímetro de pulso. En la segunda etapa 4

5 2, se encuentra la media móvil del resultado de la primera etapa 1. En la tercera etapa 3, se encuentra la media móvil del resultado de la segunda etapa A continuación, se encuentra el máximo móvil y el mínimo móvil del resultado de la tercera etapa en la etapa 4. En la etapa, se detectan las transiciones de sístole mediante la comparación de este mínimo móvil y máximo móvil con una suma ponderada del mínimo y del máximo móviles. Por ejemplo, la suma ponderada de los valores de mínimo y máximo móviles puede ser una suma fraccionada de las medias móviles máxima y mínima. Cuando el resultado mínimo de la etapa 4 se hace menor que una suma fraccionada de las medias móviles máxima y mínima, el sistema determina que la señal del oxímetro de pulso es sístole de entrada. Cuando el resultado mínimo de la etapa 4 se hace mayor que una suma fraccionada de las medias móviles máxima y mínima, el sistema determina que la señal del oxímetro de pulso es sístole de salida. Pueden seleccionarse las dos sumas fraccionadas predeterminadas para que sean cualquier valor adecuado. Como ejemplo específico, el sistema puede determinar que la señal del oxímetro de pulso es sístole de entrada cuando el resultado mínimo de la derivada se hace menor que 1/16 de la suma de las medias móviles mínima y máxima de la tercera fase. Como otro ejemplo, el sistema puede determinar que la señal del oxímetro de pulso es sístole de salida cuando el resultado mínimo de la derivada se hace mayor que 1/8 de la suma de las medias móviles máxima y mínima de la tercera fase. No se pretende que estos dos ejemplos limiten el alcance de la presente invención. También pueden usarse muchos otros valores fraccionados para identificar las transiciones de sístole. Estas técnicas de la presente invención pueden detectar y clasificar los pulsos usando algoritmos eficaces de CPU, RAM y ROM. Se requieren recursos mínimos de procesador para realizar los cálculos de oximetría con un nivel de rendimiento de saturación y frecuencia de pulso comparable al de la tecnología de oxímetro de la técnica anterior. En la figura 3A se muestran las formas de onda ejemplo para los resultados de estos cálculos. La forma 3 de onda es un ejemplo de la derivada de una señal del oxímetro de pulso. Las formas 1 y 4 de onda son ejemplos de la media móvil mínima y máxima de la señal del oxímetro de pulso, respectivamente. La forma 2 de onda es un ejemplo de la señal resultado de la media móvil de tres etapas. El resultado de la media móvil es una versión suave y retrasada de la derivada de la señal del oxímetro de pulso. El resultado mínimo sigue las tendencias negativas y desfasa las tendencias positivas. El resultado máximo sigue las tendencias positivas y desfasa las tendencias negativas. Estas relaciones son clave para detectar periodos cardiacos sistólicos potenciales. La figura 3B muestra ejemplos de la media 1 móvil mínima con una forma 313 de onda que representa 1/16 de la suma de las medias móviles mínima y máxima de la tercera fase. La figura 3B también muestra un ejemplo de forma 312 de onda que representa 1/8 de la suma de las medias móviles mínima y máxima de la tercera fase. Según una realización de la presente invención, las formas 312 y 313 de onda se comparan con la forma 1 de onda de la media móvil mínima en la etapa para identificar el periodo sistólico de la señal del oxímetro de pulso. Como alternativa, pueden usarse otras sumas ponderadas para las medias móviles mínima y/o máxima para identificar periodos sistólicos en la señal del oxímetro de pulso. En la figura 3B se identifican el comienzo y el final de una sístole en la señal 1. El periodo entre los puntos de corte de la señal 1 y las señales 312/313 define el periodo sistólico. Cuando se aplica a la señal 3 del oxímetro de pulso original, se muestra la identificación del periodo sistólico en la figura 3C. El periodo sistólico incluye el tiempo entre el pico (es decir, el valor máximo) y el valle posterior (es decir, el valor mínimo) de la señal 3 del oxímetro de pulso. En la figura 3C se identifica el periodo sistólico real, así como la depresión dicrótica del siguiente pulso. Una vez identificado el periodo sistólico, se aplican ensayos de clasificación de pulsos únicos basados en las características de pulso fisiológicas típicas al pulso de sístole en la etapa 6. Los ensayos de clasificación de pulso completos eliminan las detecciones sistólicas falsas positivas (por ejemplo, la depresión dicrótica) y los pulsos que tienen una proporción señal a ruido inadecuada. Los falsos positivos son partes de la señal que se identifican falsamente como transiciones sistólicas en la etapa. Las clasificaciones de pulso se usan en la etapa 6 para filtrar los falsos positivos identificados en la etapa. Las etapas de la figura 2 pueden implementarse en software o hardware. Los ensayos de clasificación de pulsos clasifican pulsos cardiacos en la señal del oxímetro de pulso. Los ensayos de clasificación de pulsos están diseñados para identificar pulsos cardiacos que tienen una proporción de señal a ruido adecuada para su uso en la medición de la frecuencia de pulso y la saturación de oxígeno en la sangre. Los ensayos de clasificación de pulsos pueden incluir cualquier número de técnicas incluyendo las técnicas de clasificación de pulsos tradicionales. A continuación se tratan algunos ejemplos de ensayos de clasificación de pulsos según las realizaciones particulares de la presente invención. Las clasificaciones son comparaciones de características especiales del pulso con valores umbral determinados. Por ejemplo, las clasificaciones de pulsos comparan la zona sistólica, la anchura y el número de subpicos con umbrales fijados. La zona diastólica, la anchura y el número de subpicos se comparan con los umbrales.

6 La zona sistólica y la anchura se comparan con la zona diastólica y la anchura. La zona de pulso y la anchura se comparan con los umbrales. Todos los anteriores individualmente se comparan con los últimos N pulsos detectados Los pulsos que pasan estas clasificaciones pueden usarse para medir la frecuencia de pulso. Para clasificar los periodos sistólicos para los cálculos de la saturación de oxígeno, se usan las siguientes clasificaciones adicionales. Se compara el tiempo de desfase/espera entre la detección de pulsos infrarrojos y rojos. Se compara el tamaño del pulso con N pulsos clasificados. Se compara el coeficiente estadísticamente significativo de la representación de recta de mejor ajuste de la media móvil entre las señales infrarroja y roja con los umbrales fijados. Se compara la tasa de cambio de saturación con los umbrales fijados. Los pulsos que pasan estas clasificaciones adicionales pueden usarse para medir la saturación de oxígeno. Una vez que los ensayos de clasificación de pulso han filtrado los falsos positivos, se identifican los periodos sistólicos. Los periodos sistólicos representan una componente de señal de la señal del oxímetro de pulso. Se calcula la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso mediante la comparación de la fuerza del periodo sistólico con la componente de ruido de la señal del oxímetro de pulso. Según una realización, se calcula de antemano la componente de ruido de un sensor del oxímetro de pulso usando un instrumento separado que mide el ruido en la señal del oxímetro de pulso a diversos valores de ganancia. La componente de ruido medida se almacena entonces en la memoria para su uso posterior. La componente de ruido almacenada se compara posteriormente con el tamaño del pulso sistólico para un valor de ganancia particular para determinar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso. Según otra realización, se realizan mediciones dinámicas del ruido del sistema de oxímetro de pulso. Estas mediciones de ruido pueden incluir el ruido eléctrico, el ruido ambiente producido por la luz y/o el ruido ambiente (por ejemplo, el movimiento) producido por el paciente. La medición del ruido dinámico se actualiza de manera continua durante todo el funcionamiento del sensor del oxímetro de pulso. Se compara de manera continua una componente de ruido actualizada con el pulso para calcular una proporción de señal a ruido más precisa de la señal del oxímetro de pulso. Una vez que se ha calculado la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso, se realiza una determinación de si la proporción de señal a ruido cae dentro de un intervalo aceptable. El intervalo aceptable se selecciona basándose en la componente de ruido relativa para calcular con precisión la saturación de oxígeno y la frecuencia de pulso. Si la proporción está fuera del intervalo aceptable, el bucle de realimentación tratado anteriormente con respecto a la figura 1 ajusta la corriente de accionamiento de LED para llevar la proporción de señal a ruido dentro de un intervalo aceptable. La presente invención tiene la ventaja de requerir menos ejecuciones del servomecanismo para obtener y mantener la saturación de oxígeno de la señal que muchas técnicas de la técnica anterior, particularmente en presencia de interferencia por movimiento del paciente. En muchos sistemas de oxímetro de la técnica anterior, los LED se accionan con una corriente grande y la señal del oxímetro de pulso llena todo el intervalo dinámico de su sistema. La señal del oxímetro supera el intervalo dinámico de corriente del sistema en cuanto el paciente comienza a moverse y la señal se pierde efectivamente (es decir, línea plana, señal no válida). Se requieren otras ejecuciones del servomecanismo para volver a obtener la señal. Mientras está ejecutándose el servomecanismo, la señal del sensor no está disponible; por tanto, el oxímetro no puede calcular los datos de la frecuencia de pulso ni de la saturación de oxígeno a partir de la señal del oxímetro de pulso. Por otra parte, la corriente de accionamiento de LED está sustancialmente reducida en la presente invención. El intervalo dinámico está enormemente aumentado con respecto al tamaño de la señal del oxímetro de pulso, porque la señal se ha reducido enormemente al recortar en la corriente de accionamiento de LED. La señal del oxímetro puede ahora cambiar más dentro del intervalo dinámico sin requerir ejecuciones adicionales del servomecanismo ni cambios en los parámetros de LED. En la presente invención, el paciente puede moverse vigorosamente sin hacer que el servomecanismo se ejecute en un intento por volver a obtener la señal. Las técnicas de la presente invención pueden permitir que un sistema de oxímetro sea mucho más tolerante con el movimiento del paciente. El bloque 2 de detección de pulsos puede incluir un convertidor 1 o amplificador de transimpedancia (I-V) que convierte una señal de corriente procedente del fotodetector 112 en una señal de tensión, tal como se muestra en la figura 4. La luz ambiente en el entorno añade una componente de desviación de CC a la señal del oxímetro de pulso. Esta desviación de CC sube la señal del oxímetro de pulso, más cerca del límite del intervalo dinámico del amplificador de transimpedancia. Según una realización de la presente invención, un convertidor 2 analógico-digital (A-D) toma muestras de la señal de salida del amplificador 1 de transimpedancia durante un tiempo en el que el LED está conectado o desconectado para proporcionar una medición continua, en tiempo real de la luz o del ruido ambiente que alcanza el sensor 1. Esta característica también puede usarse para proporcionar información sobre la magnitud de la señal en la salida del convertidor 2 A-D. La información sobre la magnitud de la señal del convertidor 2 A-D se realimenta a través del bucle 3 de realimentación de control de ganancia y se usa para escoger una ganancia apropiada para el amplificador 1 de 6

7 1 2 transimpedancia. Por ejemplo, el bucle 3 de realimentación de control de ganancia hace que aumente o disminuya la ganancia de transimpedancia del amplificador 1 de transimpedancia para reducir y/o adaptar el efecto de la desviación de CC ambiental sobre la señal. Esta medición en tiempo real también puede usarse para determinar una condición de sensor desconectado, medir el ruido eléctrico y óptico, detectar corrientes momentáneas en la señal y detectar el movimiento del paciente. Durante el funcionamiento normal del sensor, los LED pueden recibir y emitir pulsos de cualquier manera deseada para proporcionar la medición continua (multiplexada), en tiempo real de la luz ambiente y otras fuentes de ruido. Por ejemplo, pueden conectarse y desconectarse de manera alternante un LED rojo y uno infrarrojo de la siguiente manera: LED rojo conectado y LED infrarrojo desconectado, después LED rojo desconectado y LED infrarrojo conectado, luego ambos LED desconectados, después LED rojo conectado y LED infrarrojo desconectado, etc., repitiéndose en esta secuencia. Como otro ejemplo, un LED rojo y uno infrarrojo pueden conectarse y desconectarse de manera alternante de la siguiente forma: LED rojo conectado y LED infrarrojo desconectado, después ambos LED desconectados, luego LED rojo desconectado y LED infrarrojo conectado, después ambos LED desconectados, luego LED rojo conectado y LED infrarrojo desconectado, etc., repitiéndose en esta secuencia. Estos patrones son ejemplos que no pretenden limitar el alcance de la presente invención. El modulador 4 sigma-delta también recibe la señal de salida del amplificador 2 de transimpedancia. El modulador 4 desmodula la señal procedente del fotodetector en componentes roja e infrarroja. La función de desmodulación puede llevarse a cabo en el dominio digital usando un programa de software o firmware ejecutado por un microcontrolador. En la solicitud de patente estadounidense transferida legal, en tramitación junto con la presente, 0/018489, de Ethan Petersen et al, presentada simultáneamente con el presente documento se tratan otros detalles de un Multi-Bit ADC con modulación sigma-delta. Tal como se entenderá por los expertos en la técnica, la invención podría realizarse de otras formas específicas sin apartarse del alcance de la invención de la misma

8 REIVINDICACIONES Un sistema de oxímetro de pulso que comprende: una interfaz (4) de accionamiento que controla la corriente de accionamiento de elementos (1, 111) que emiten luz en un sensor (1) del oxímetro de pulso; un bucle (1) de realimentación acoplado alrededor del sensor (1) del oxímetro de pulso y la interfaz (4) de accionamiento que ajusta dinámicamente la corriente de accionamiento de los elementos (1, 111) que emiten luz basándose en los resultados de una comparación entre una proporción de señal a ruido de una señal del oxímetro de pulso y un umbral, un bloque (2) de detección de pulsos que calcula la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso, en el que el bloque (2) de detección de pulsos calcula una media móvil de una derivada de la señal del oxímetro de pulso para generar un primer resultado, calcula una media móvil del primer resultado para generar un segundo resultado, calcula una media móvil del segundo resultado para generar un tercer resultado e identifica un mínimo móvil y un máximo móvil del tercer resultado; y un comparador (3) que realiza la comparación de la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso con el umbral; en el que el bucle (1) de realimentación comprende el bloque (2) de detección de pulsos y el comparador (3); y en el que la señal del oxímetro de pulso se genera por un fotodetector (112) en el sensor (1) del oxímetro de pulso. 2. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 1, en el que el bucle (1) de realimentación hace que disminuya la corriente de accionamiento de los elementos (1, 111) que emiten luz si la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso es superior a un umbral máximo, y el bucle (1) de realimentación hace que aumente la corriente de accionamiento de los elementos (1, 111) que emiten luz de la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso es inferior a un umbral mínimo. 3. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 1, en el que el bloque (2) de detección de pulsos compara el mínimo móvil y el máximo móvil del tercer resultado con una suma ponderada del mínimo móvil y el máximo móvil del tercer resultado para generar un cuarto resultado que identifica un periodo sistólico. 4. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 3, en el que el sistema de oxímetro de pulso filtra los falsos positivos del cuarto resultado usando ensayos de clasificación de pulsos para generar una componente de señal de la señal del oxímetro de pulso.. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 4, en el que el sistema de oxímetro de pulso compara la zona sistólica, la anchura y el número de subpicos en el cuarto resultado con primeros umbrales; compara la zona diastólica, la anchura y el número de subpicos en el cuarto resultado con segundos umbrales; compara la zona sistólica y la anchura con la zona diastólica y la anchura; compara la zona de pulso y la anchura con terceros umbrales. 6. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 4, en el que el sistema de oxímetro de pulso compara la zona sistólica, la anchura y el número de subpicos en el cuarto resultado; zona diastólica, la anchura y el número de subpicos en el cuarto resultado; y la zona de pulso y la anchura con N pulsos cardiacos detectados. 7. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 4, en el que el sistema de oxímetro de pulso realiza otros ensayos de clasificación para generar la componente de señal mediante la comparación del tiempo de desfase/espera entre la detección de pulsos infrarrojos y la detección de pulsos rojos, la comparación del tamaño de pulso con N pulsos clasificados, la comparación de un coeficiente estadísticamente significativo de una representación de recta de mejor ajuste de una media móvil entre las señales infrarroja y roja con los umbrales, y la comparación de una tasa de cambio de saturación con los umbrales. 8. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 4, en el que el sistema de oxímetro de pulso compara la componente de señal con una componente de ruido determinada para calcular la proporción de señal a ruido. 9. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 4, en el que el sistema de oxímetro de pulso compara la componente de señal con una componente de ruido, obteniéndose la componente de ruido mediante una medición del ruido actualizada de manera continua en la señal del oxímetro de pulso.. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 1, en el que se requiere una cantidad reducida de los recursos del procesador para realizar los cálculos de oximetría en la señal del oxímetro de pulso. 8

9 11. El sistema de oxímetro de pulso según lo definido en la reivindicación 4, en el que el bloque de detección de pulsos detecta y clasifica pulsos usando algoritmos eficaces de CPU, RAM y ROM. 12. Un procedimiento para reducir el consumo de energía en un sensor del oxímetro de pulso, comprendiendo el procedimiento: proporcionar corriente de accionamiento a los elementos (1, 111) que emiten luz en el sensor (1) del oxímetro de pulso; y 1 determinar una proporción de señal a ruido de una señal del oxímetro de pulso generada por un fotodetector (112) en el sensor (1) del oxímetro de pulso, en el que determinar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso comprende además: calcular una media móvil de una derivada de la señal del oxímetro de pulso para generar un primer resultado; calcular una media móvil del primer resultado para generar un segundo resultado; 2 3 calcular una media móvil del segundo resultado para generar un tercer resultado; e identificar un mínimo móvil y un máximo móvil del tercer resultado; y ajustar dinámicamente la corriente de accionamiento de los elementos (1, 111) que emiten luz basándose en los resultados de una comparación entre la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso y un umbral, en el que ajustar dinámicamente la corriente de accionamiento de los elementos (1, 111) que emiten luz comprende además: aumentar la corriente de accionamiento proporcionada a los elementos (1, 111) que emiten luz si la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso es inferior a un umbral mínimo; y disminuir la corriente de accionamiento proporcionada a los elementos (1, 111) que emiten luz si la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso es superior a un umbral máximo. 13. El procedimiento según lo definido en la reivindicación 12, en el que determinar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso comprende además: comparar el mínimo móvil y el máximo móvil del tercer resultado con una suma ponderada del mínimo móvil y el máximo móvil del tercer resultado para generar un cuarto resultado que identifica un periodo sistólico El procedimiento según lo definido en la reivindicación 13, en el que determinar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso comprende además: filtrar los falsos positivos del cuarto resultado usando ensayos de clasificación de pulsos para generar una componente de señal de la señal del oxímetro de pulso. 1. El procedimiento según lo definido en la reivindicación 14, en el que determinar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso comprende además: comparar la componente de señal con una componente de ruido determinada para calcular la proporción de señal a ruido. 16. El procedimiento según lo definido en la reivindicación 14, en el que determinar la proporción de señal a ruido de la señal del oxímetro de pulso comprende además: comparar la componente de señal con una componente de ruido, en el que la componente de ruido se obtiene mediante una medición del ruido actualizada de manera continua en la señal del oxímetro de pulso. 6 9

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11 Número de publicación: 2 275 622. 51 Int. Cl.: 72 Inventor/es: Fast, Peder. 74 Agente: Isern Jara, Jorge

11 Número de publicación: 2 275 622. 51 Int. Cl.: 72 Inventor/es: Fast, Peder. 74 Agente: Isern Jara, Jorge 19 OFICINA ESPAÑOLA DE PATENTES Y MARCAS ESPAÑA 11 Número de publicación: 2 27 622 1 Int. Cl.: H04Q 7/32 (06.01) G07F 7/12 (06.01) 12 TRADUCCIÓN DE PATENTE EUROPEA T3 86 Número de solicitud europea: 01272427.4

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11 Número de publicación: 2 263 258. 51 Int. Cl.: 72 Inventor/es: Okabe, Shouji. 74 Agente: Sugrañes Moliné, Pedro

11 Número de publicación: 2 263 258. 51 Int. Cl.: 72 Inventor/es: Okabe, Shouji. 74 Agente: Sugrañes Moliné, Pedro 19 OFICINA ESPAÑOLA DE PATENTES Y MARCAS ESPAÑA 11 Número de publicación: 2 263 28 1 Int. Cl.: H04M 19/08 (2006.01) 12 TRADUCCIÓN DE PATENTE EUROPEA T3 86 Número de solicitud europea: 9930679. 86 Fecha

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