一种多传感器复合右心室电极及融合心脏起搏频率自适应调节方法
阅读：436发布：2020-05-08
专利汇可以提供一种多传感器复合右心室电极及融合心脏起搏频率自适应调节方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 提供一种准确、快速且长期稳定的多 传感器 复合右心室 电极 融合心脏起搏 频率 自适应调节方法，所述电极包括 定位 锚， 硅 胶 导管 ，传感器舱和连接 导线 。本发明同时监测右心室腔内血液光电容积波、血 氧 饱和度 、 温度 以及阻抗等生理信息，通过监测同为慢变化代谢量的血液温度信息提供与血氧饱和度信息的交叉比对，提高血氧饱和度监测的准确度；通过监测快变化的右室心尖阻抗信息提高起搏频率自适应的快速响应能 力 ；通过监测光电容积波传感器内部温度以及表面附着 生物 组织 阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化以动态调节LED发射 电流 ，从而延长光电容积波传感器 失效时间 。，下面是一种多传感器复合右心室电极及融合心脏起搏频率自适应调节方法专利的具体信息内容。
1.一种多传感器复合右心室电极，其特征在于，包括硅胶导管(2)，设置在硅胶导管(2)一端外部的定位锚(1)，设置在硅胶导管(2)内部的传感器舱(3)，以及与传感器舱(3)连接的连接导线(4)；
所述的传感器舱(3)包括电路板，以及设置在电路板上的血氧饱和度传感器、温度传感器以及阻抗传感器；电路板经接口与连接导线(4)的一端连接；
所述的血氧饱和度传感器为双波长光电容积波传感器，由设置在电路板上用于红光发射的红光LED和用于红外光发射的红外LED以及一只用于检测反射红光和/或红外光的光电二极管构成；
所述的温度传感器由设置在电路板上一只热敏电阻构成；热敏电阻用于在两LED均不点亮时感知硅胶导管(2)外血液温度，在红光LED和红外LED分时点亮时分别感知两个LED的工作温度，还用于阻止LED发射的光未经血液反射直接进入光电二极管；
以温度传感器监测光电容积波传感器内部温度，超过42℃时则限制LED驱动电流的工作脉宽；如下式所示：
式中，μi为上一温度测量周期所对应的LED驱动电流的占空比，μi+1为当前温度测量周期所对应的LED驱动电流的占空比；Temp为上一温度测量周期测得的光电容积波传感器内部温度，i为自然数；
所述的阻抗传感器由设置在电路板上与待测生物组织形成阻抗测量回路的一对钛金属构成；钛金属电极呈环状且镶嵌设置在硅胶导管(2)上；
红光LED和红外LED并列或串列呈一个单元后，与热敏电阻和光电二极管依次设置在一对钛金属电极之间。
2.根据权利要求1所述的一种多传感器复合右心室电极，其特征在于，红光LED采用LUMEX公司SML-LX0603发出660nm红光，红外LED采用OSRAM公司的SFH4043发出940nm红外光，光电二极管采用JRC公司的NJL6401；热敏电阻采用MURATA公司的NCP15XH103F03RC。
3.根据权利要求1所述的一种多传感器复合右心室电极，其特征在于，静脉血氧饱和度由波长分别为660nm红光和940nm红外光双波长光电容积波传感器检测，由公式(1)或(2)描述：
SpO2＝α-βR (1)
SpO2＝α-βR-γR2 (2)
其中， 分别为光电二极管检测所得由血液反射红光、红外光强度的交流分量，分别为反射红光、红外光强度的直流分量， α、β以及γ分别为经验
值，通过定标来确定；
公式(1)为血氧饱和度与R值的一阶线性关系，在一阶关系不能满足线性度要求时，采用二阶公式(2)来描述。
4.根据权利要求1所述的一种多传感器复合右心室电极，其特征在于，以监测血氧饱和度传感器表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化，动态调节LED驱动电流，具体的，
由下式得到血氧饱和度传感器表面附着生物组织的厚度变化量，
式中，ΔIm为监测所得光电容积波传感器表面附着生物组织的阻抗变化量，R0为光电容积波传感器外表面半径，ΔH为血氧饱和度传感器表面附着生物组织的厚度变化量，k5为实验所得与生物组织电阻率、测量电极之间的间距以及光电容积波传感器外表面半径有关的比例系数；
增大LED驱动电流时，如下式所示，当附着生物组织厚度增加至ΔH时，驱动电流CD0应增大 倍，
式中，CD为产生透过生物组织光强I时的驱动电流，CD0为产生LED发射光强I0时的驱动电流，k6为生物组织吸光系数与吸光物质浓度之积；
降低LED驱动电流时，以温度传感器同时监测光电容积波传感器内部温度，超过42℃时则限制LED驱动电流的工作脉宽。
一种多传感器复合右心室电极及融合心脏起搏频率自适应调
节方法
技术领域
背景技术
[0002] 50％以上的心脏起搏器植入者因病窦综合征而丧失了自主心律，这些植入者中九成以上选择植入频率自适应心脏起搏器。在我国，尽管目前每年植入频率自适应心脏起搏器的比例也超过了心脏起搏器植入总量的50％，但其中多数心律调节依赖非闭环控制的运动传感器，这类传感器对于运动敏感，但对情绪、脑力活动等非运动代谢的变化并不敏感，而且在某些特殊情况下，如植入者下楼梯时会产生比上楼梯更快的心律而造成植入者的不适。使用闭环控制的代谢传感器调节心律则可以较好地解决上述问题，在运动、情绪以及脑力活动条件下均能提供类似于生理状况下的心律调节。
[0003] 现有技术中，将测量混合静脉或中心静脉血氧饱和度的电极置于右心室心腔内，既可用于感知代谢量进行闭环控制调节心律。这类电极通常以装配在靠近头部的光电容积波传感器检测右心室血液的血氧饱和度，当血氧饱和度下降时，说明机体因运动或其它因素导致耗氧量增大，于是连接该电极的心脏起搏器调快起搏心律，增加心输出量使更多的血液流过肺部以提供更多的氧供应机体需要。文献An Active Optical Sensor for Monitoring Mixed Venous Oxygen-Saturation for an Implantable Rate-Regulating Pacing System报道了一种使用660nm单波长反射式光电容积波传感器测量混合静脉血氧饱和度的右心室电极，其通过计算心输出量与动静脉血氧饱和度差的乘积获取氧吸收信息，以QRS复合波触发每搏血氧饱和度采集并进行起搏频率自适应调节。文献Long-Term Clinical Performance of a Central Venous Oxygen Saturation Sensor for Rate Adaptive Cardiac Pacing报道了一种使用红光、红外光双波长反射式光电容积波传感器测量中心静脉血氧饱和度的右心室电极，通过测量红光与红外光反射光强之比，以经验公式计算其一次函数获得中心静脉血氧饱和度，并进行起搏频率自适应调节。
[0004] 以上述方法为代表的基于静脉血血氧饱和度的起搏频率自适应方法通常以QRS复合波触发每心搏的右心室血液血氧饱和度的采集，以血液中氧的吸收和消耗反映全身代谢活动信息。但值得注意的是，除受代谢影响之外，肌肉和其它组织氧消耗的变化、血液和组织之间气体交换涨落导致的心输出量变化、血液中血红蛋白浓度的变化、动脉血血氧饱和度的变化都会引起静脉血血氧饱和度的变化，这些不确定因素的影响对静脉血血氧饱和度的测量带来了困难。同时，作为全身代谢信息的体现，血氧饱和度是一种反应速度较慢的生理量，中心静脉血氧饱和度与运动事件之间的延迟时间约为5秒左右，血氧饱和度的时间常数约为40秒左右，反应时间约为72秒左右。因此对于激烈运动引起的快变化，右心室血液的血氧饱和度难以做出迅速的调节反应。此外，电极外包裹的纤维组织随着植入时间的演进逐渐增厚，最终可能遮蔽光学窗口而使光电容积波传感器失效。
发明内容
[0005] 针对上述现有技术中存在的问题，本发明提供一种多传感器复合右心室电极及融合心脏起搏频率自适应调节方法，在电极头部同时装配光电容积波、温度以及阻抗传感器，分别获取血液血氧饱和度、温度和阻抗等信息，进行交叉比对以提供准确、快速且长期稳定的心脏起搏频率自适应感知电极及融合心脏起搏频率自适应调节方法。
[0006] 本发明是通过以下技术方案来实现：
[0010] 所述的温度传感器由设置在电路板上一只热敏电阻构成；
[0013] 进一步，热敏电阻用于在两LED均不点亮时感知硅胶导管外血液温度，在红光LED和红外LED分时点亮时分别感知两个LED的工作温度，还用于阻止LED发射的光未经血液反射直接进入光电二极管。
[0014] 进一步，红光LED采用LUMEX公司SML-LX0603发出660nm红光，红外LED采用OSRAM公司的SFH4043发出940nm红外光，光电二极管采用JRC公司的NJL6401；热敏电阻采用MURATA公司的NCP15XH103F03RC。
[0015] 进一步，静脉血氧饱和度由波长分别为660nm红光和940nm红外光双波长光电容积波传感器检测，由公式(1)或(2)描述：
[0016] SpO2＝α-βR (1)
[0017] SpO2＝α-βR-γR2 (2)
[0019] 公式(1)为血氧饱和度与R值的一阶线性关系，在一阶关系不能满足线性度要求时，采用二阶公式(2)来描述。
[0020] 一种多传感器复合右心室电极的融合心脏起搏频率自适应调节方法，包括如下步骤，
[0021] 步骤1，通过温度传感器、血氧饱和度传感器以及阻抗传感器分别获取右心室血液温度、血氧饱和度以及右室心尖阻抗信息；
[0022] 步骤2，通过基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法、基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法以及基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法分别产生对应的调节心率；
[0023] 步骤3，由基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法与基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法进行交叉比对产生基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法，由基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法产生基于自主神经的心脏起搏频率自适应调节方法；
[0024] 步骤4，由基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法与基于自主神经的心脏起搏频率自适应调节方法进行交叉比对产生融合心脏起搏频率自适应调节方法。
[0025] 进一步，步骤3中，由基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法与基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法进行交叉比对产生基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法，如下式所示，
[0026]
[0027] 式中，PMeta为经过交叉比对所得的基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法，PTemp为基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法， 为基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法，k1、k2为由实验所得的权重系数。
[0028] 进一步，步骤4中，由基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法与基于自主神经的心脏起搏频率自适应调节方法进行交叉比对产生融合心脏起搏频率自适应调节方法，如下式所示，
[0029]
[0030] 式中，PBlend为经过交叉比对所得的融合心脏起搏频率自适应调节方法，PImp为基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法，k3、k4为由实验所得权重系数。
[0031] 进一步，以监测血氧饱和度传感器表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化，动态调节LED驱动电流，具体的，
[0032] 由下式得到血氧饱和度传感器表面附着生物组织的厚度变化量，
[0033]
[0034] 式中，ΔIm为监测所得光电容积波传感器表面附着生物组织的阻抗变化量，R0为光电容积波传感器外表面半径，ΔH为血氧饱和度传感器表面附着生物组织的厚度变化量，k5为实验所得与生物组织电阻率、测量电极之间的间距以及光电容积波传感器外表面半径有关的比例系数；
[0035] 增大LED驱动电流时，如下式所示，当附着生物组织厚度增加至ΔH时，驱动电流CD0应增大 倍，
[0036]
[0037] 式中，CD为产生透过生物组织光强I时的驱动电流，CD0为产生LED发射光强I0时的驱动电流，k6为生物组织吸光系数与吸光物质浓度之积；
[0038] 降低LED驱动电流时，如下式所示，以温度传感器同时监测血氧饱和度传感器内部温度，超过42℃时则限制LED驱动电流的工作脉宽；
[0039]
[0040] 式中，μi为上一温度测量周期所对应的LED驱动电流的占空比，μi+1为当前温度测量周期所对应的LED驱动电流的占空比，Temp为上一温度测量周期测得的传感器内部温度，i为自然数。
[0041] 与现有技术相比，本发明具有以下有益的技术效果：
[0042] 本发明所述电极，同时监测右心室腔内血液光电容积波、血氧饱和度、温度以及阻抗等生理信息。通过监测同为慢变化代谢量的血液温度信息提供与血氧饱和度信息的交叉比对，提高血氧饱和度监测的准确度；通过监测快变化的右室心尖阻抗信息提高起搏频率自适应的快速响应能力；通过监测光电容积波传感器内部温度以及表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化以动态调节LED发射电流，从而延长光电容积波传感器失效时间。
[0043] 本发明所述方法以监测同为慢变化代谢量的血液温度信息提供与血氧饱和度信息的交叉比对，代替现有仅对血氧饱和度进行监测的技术，从而排除其它生理过程对血氧饱和度测量的影响，提高了对代谢量评估的准确性；
[0044] 以同时监测快变化的右室心尖阻抗提供对血氧饱和度和温度监测的交叉比对，代替现有仅对血氧饱和度进行监测的技术，从而改善对代谢量变化的调节速度。
[0045] 进一步的，以同时监测光电容积波传感器内部温度以及表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化代替现有对附着生物组织放任生长的技术，从而动态调节LED发射电流，尽量降低光热作用对结缔组织生长的刺激，以延长光电容积波传感器失效时间。附图说明
[0046] 图1为本发明电极结构示意图。
[0047] 图2为本发明电极LED并列放置电路元件布局图。
[0048] 图3为本发明电极LED串列放置电路元件布局图。
[0049] 图4为本发明电极测量原理图。
[0051] 图6为融合心脏起搏频率自适应调节方法步骤图。
[0052] 图7为融合心脏起搏频率自适应调节方法运动心率关系图。
[0053] 图8为光电容积波传感器驱动电流调节图。
[0054] 图中：定位锚1，硅胶导管2，传感器舱3，连接导线4。
具体实施方式
[0055] 下面结合具体的实施例对本发明做进一步的详细说明，所述是对本发明的解释而不是限定。
[0056] 本发明针对现有右心室血氧饱和度电极血氧饱和度测量影响因素多、频率自适应调节速度慢以及电极外包裹纤维组织容易导致传感器失效等问题，提出了一种多传感器复合右心室电极和融合心脏起搏频率自适应调节方法。
[0057] 本发明的发明点在于：以监测同为慢变化代谢量的血液温度信息提供与血氧饱和度信息的交叉比对，代替现有仅对血氧饱和度进行监测的技术，从而排除其它生理过程对血氧饱和度测量的影响，提高了对代谢量评估的准确性；以同时监测快变化的右室心尖阻抗提供对血氧饱和度和温度监测的交叉比对，代替现有仅对血氧饱和度进行监测的技术，从而改善对代谢量变化的调节速度；以同时监测光电容积波传感器内部温度以及表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化代替现有对附着生物组织放任生长的技术，从而动态调节LED发射电流，尽量降低光热作用对结缔组织生长的刺激，以延长光电容积波传感器失效时间。
[0058] 参见图1，本发明的多传感器复合右心室电极，包括：
[0059] 定位锚1；用于将电极固定在右室心尖肌小梁处的锚状定位固定装置，由生物兼容材料硅胶制成。
[0060] 硅胶导管2；电极的主体，用于连接电极各组件，由生物兼容材料硅胶制成。
[0061] 传感器舱3；用于安装各传感器，包括血氧饱和度传感器、温度传感器以及阻抗传感器。血氧饱和度传感器由一对红光、红外光发光二极管以及一只光电二极管构成；温度传感器由一只热敏电阻构成；阻抗传感器由一对测量阻抗的环状钛金属电极构成。传感器舱3的外部材料为硅胶和钛金属，均为生物兼容性材料。
[0062] 连接导线4；位于硅胶导管2内部，连接外部接线端子与传感器的激励以及输出导线。
[0063] 其中，静脉血氧饱和度由波长分别为660nm红光和940nm红外光双波长光电容积波传感器检测，由公式(1)、(2)、(3)描述：
[0064] SpO2＝α-βR (1)
[0065] SpO2＝α-βR-γR2 (2)
[0066]
[0067] 其中， 分别为光电二极管检测所得由血液反射红光、红外光强度的交流分量， 分别为反射红光、红外光强度的直流分量。因此，在一个心搏间期内获得了红光和红外光强度的直流和交流分量时，就可以计算出R值，进而计算出该心搏周期内的静脉血氧饱和度。
[0068] α、β以及γ分别为经验值，通过定标来确定。公式(1)为血氧饱和度与R值的一阶线性关系，在一阶关系不能满足线性度要求时，可以采用二阶公式(2)来描述。
[0069] 本优选实例中，660nm红光LED为LUMEX公司SML-LX0603，所述940nm红外LED为OSRAM公司SFH4043，所述光电二极管为JRC公司NJL6401。
[0070] 温度由MURATA公司NCP15XH103F03RC热敏电阻检测，其中热敏电阻阻值Y与环境温度T之间的关系由公式(4)描述：
[0071] Y＝-kT+b (4)
[0072] 其中，k、b分别为经验值，通过实验来确定。
[0073] 阻抗的检测由电流源驱动恒定电流流过一对环状钛金属电极之间的生物组织，检测环状钛金属电极之间产生的电位差V即可获得阻抗信息。如公式(5)描述：
[0074] V＝CIm (5)
[0075] 其中，C为电流源产生的恒定电流，Im为待测生物组织的阻抗。
[0076] 参见图2，传感器舱3中的电路布局图，电路由电极头端向尾端依次布放阻抗测量电极正极、两个LED发光二极管、热敏电阻、光电二极管PD、阻抗测量电极负极以及连接导线4的接口。图2中所示为两LED并列放置的电路元件布局图，图3所示为两LED串列放置的电路元件布局图。在本发明所示的优选条件下，两LED并列放置与串列放置在使用效果上没有明显的差异。
[0077] 参见图4，传感器舱3中各传感器测量原理示意图。
[0078] 光电容积波传感器中一对LED分时发射红光、红外光，分别透射过电极外的结缔组织后经血液反射沿香蕉型路线传播至光电二极管PD，PD接收的反射光电容积波信号中既包含血氧饱和度信息也包含脉率、呼吸等其它成分的生理信号。
[0079] 温度传感器热敏电阻，首先在两LED均不点亮时可以感知血液自身温度，从而实现基于血液温度的代谢量闭环控制起搏频率自适应调节；其次热敏电阻在红光、红外LED分时点亮时可以分别感知两个LED的工作温度，用来限制发射光电流在允许的范围内，以免温度过高刺激电极外附着的结缔组织过度生长；最后，置于LED与PD之间的热敏电阻起到了屏障作用，阻止LED发射的光未经血液反射直接进入PD。
[0080] 阻抗传感器环状钛金属电极，以电流驱动时，电流穿越电极外附着的结缔组织，受因心室搏动造成的心室及血液容积阻抗变化的影响，从其阻抗信号波动的交流成分可以获得基于阻抗的闭环控制起搏频率自适应调节；从其直流成分可以获得电极外附着的结缔组织厚度信息，从而监测结缔组织生长状况，动态调节LED发射光强，避免强光刺激结缔组织过度生长。
[0081] 图5为本发明在比格犬右心室检测所得各生理信号的示意图，在图中可以清晰地观察到每心拍双波长光电容积波波形以及同步的血液温度波形。
[0082] 如图6融合心脏起搏频率自适应调节方法步骤图所示，从复合右心室电极的温度传感器、光电容积波传感器以及阻抗传感器分别获取右心室血液温度、血氧饱和度以及右室心尖阻抗信息；通过基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法、基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法以及基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法分别产生对应的调节心率；由基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法与基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法进行交叉比对产生基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法，由基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法产生基于自主神经的心脏起搏频率自适应调节方法；最终由基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法与基于自主神经的心脏起搏频率自适应调节方法进行交叉比对产生融合心脏起搏频率自适应调节方法。
[0083] 以监测同为慢变化代谢量的基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法提供与基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法的交叉比对，代替单纯基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法的技术，从而排除其它生理过程对血氧饱和度测量的影响，提高了对代谢量评估的准确性。如公式(6)所示：
[0084]
[0085] 式中，PMeta为经过交叉比对所得的基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法，PTemp为基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法， 为基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法，k1、k2为权重系数，分别由实验所得，优选地，k1＝k2＝0.5。
[0086] 以同时监测快变化的基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法提供对基于右心室血液温度和血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法的交叉比对，代替单纯基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法的技术，从而改善对代谢量变化的调节速度。如公式(7)所示：
[0087]
[0088] 式中，PBlend为经过交叉比对所得的融合心脏起搏频率自适应调节方法，PMeta为式(6)所得的基于代谢量的心脏起搏频率自适应调节方法，PImp为基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法，k3、k4为权重系数，分别由实验所得，优选地，k3＝k4＝0.5。
[0089] 如图7融合心脏起搏频率自适应调节方法运动心率关系图所示，在静息-运动-静息状况下，基于右心室血液温度的心脏起搏频率自适应调节方法、基于右心室血液血氧饱和度的心脏起搏频率自适应调节方法以及基于右室心尖阻抗的心脏起搏频率自适应调节方法分别产生对应的心率变化曲线并经交叉比对最终获得融合心脏起搏频率自适应调节方法。
[0090] 如图8光电容积波传感器驱动电流调节图所示，从复合右心室电极的温度传感器、阻抗传感器还可以分别获得传感器内部温度信息以及传感器外部表面附着生物组织阻抗信息；通过与传感器外部温度阈值比较调节光电容积波传感器中LED驱动电流的脉宽；通过传感器外部表面附着生物组织阻抗变化信息获得附着生物组织的厚度信息，从而动态调节驱动电流幅度，以尽量减少传感器表面生物组织附着，延长传感器使用寿命。
[0091] 以监测光电容积波传感器表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化，动态调节LED驱动电流，如公式(8)所示：
[0092]
[0093] 也即：
[0094]
[0095] 式中，ΔIm为监测所得光电容积波传感器表面附着生物组织的阻抗变化量，R0为光电容积波传感器外表面半径，为一常数。ΔH为光电容积波传感器表面附着生物组织的厚度变化量。k5为实验所得比例系数，与生物组织电阻率、测量电极之间的间距以及光电容积波传感器外表面半径有关。由公式(9)，测得传感器表面电极之间附着生物组织的阻抗变化量即可获得附着生物组织的厚度变化量。
[0096] 遵照朗伯比尔定律，光电容积波传感器中的LED在恒定驱动电流驱动下发射的红光、红外光受传感器表面附着生物组织厚度缓慢增加的影响，出射光强会缓慢降低，如公式(10)所示，从而逐渐降低了光电容积波传感器的信噪比，影响检测信号质量。
[0097]
[0098] 式中，I为透过生物组织的光强，I0为LED发射光强，k6为生物组织吸光系数与吸光物质浓度之积，在浓度不变的情况下为一常数。ΔH为光电容积波传感器表面附着生物组织的厚度变化量。为使LED透过生物组织的光强I不受表面附着生物组织厚度缓慢增加的影响，则当附着生物组织厚度增加至ΔH时，发射光强I0应增大 倍，如公式(11)所示：
[0099]
[0100] 在小于饱和驱动电流的情况下，LED的发射光强几乎与驱动电流成正比，因此改变驱动电流即可实现调节LED发射光强的目的。即当附着生物组织厚度增加至ΔH时，驱动电流CD0应增大 倍，如公式(12)所示：
[0101]
[0102] 式中，CD为产生透过生物组织光强I时的驱动电流，CD0为产生LED发射光强I0时的驱动电流。LED驱动电流的工作脉宽不仅影响LED驱动电流的平均值，而且直接影响LED的发热量。在恒定驱动电流CD作用下，周期为Tperiod占空比为μ的工作脉冲脉宽为μTperiod，平均驱动电流为μCD，μ通常在0.25～0.50之间，优选地，为0.50。LED在工作脉宽μTperiod期间发光，产生热量，引起传感器内部温升，同时依靠外部血液流动散热降低传感器内部温度。在其余(1-μ)Tperiod期间不发光，不产生热量，仅依靠外部血液流动散热降低传感器内部温度。
[0103] 随着传感器内部温度的升高或者驱动电流的增大，LED的热阻值和结温都逐渐增大，不仅光效逐渐下降，降低LED寿命而且引起传感器外部表面温度升高，当外部表面温度超过42℃时，会引起周围血液中的蛋白质变性，直接刺激光电容积波传感器表面附着结缔组织的快速生长。因此，以温度传感器同时监测光电容积波传感器内部温度，超过42℃时则限制LED驱动电流的工作脉宽。如公式(13)所示：
[0104]
[0105] 式中，μi为上一温度测量周期所对应的LED驱动电流的占空比，μi+1为当前温度测量周期所对应的LED驱动电流的占空比。Temp为上一温度测量周期测得的传感器内部温度，i为自然数。这里每分钟测量一次传感器内部温度，超过42℃时则占空比μ降低0.05，每调整一次占空比μ，平均驱动电流降低0.05CD，工作脉宽降低0.05Tperiod。最恶劣情况下可在5分钟内连续调整5次，将平均驱动电流降低1/2，工作脉宽降低1/2，以利于依靠外部血液流动散热降低传感器内部温度，进而降低传感器表面温度，减缓表面附着结缔组织的生长。系统每隔1小时将占空比μ重新恢复至0.05，以维持LED的正常驱动电流。
[0106] 上述以监测光电容积波传感器表面附着生物组织阻抗变化间接反映附着生物组织的厚度变化，动态调节LED驱动电流，以及以温度传感器同时监测光电容积波传感器内部温度，限制LED工作脉宽的两项措施可避免较大驱动电流、较宽的工作脉宽引起过度的光热作用刺激结缔组织生长的技术代替现有较大驱动电流、较宽工作脉宽对附着生物组织过度刺激生长的技术，从而尽量延长光电容积波传感器失效时间。
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