用于光电体积描记系统的发送器架构
阅读：8发布：2020-05-12
专利汇可以提供用于光电体积描记系统的发送器架构专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本文公开了一种用于光电体积描记系统的发送器架构。一种用于光电体积描记系统的LED(发光 二极管 ) 驱动器 (36)，包括用于驱动晶体管(54)的 开关 式 运算 放大器 (58)，该开关式 运算放大器 (58)具有与LED(40) 串联 的源漏路径。在该LED与该驱动晶体管断开的第一时钟 相位 中，该放大器以单位增益模式耦合，并且 采样 电容器(60)存储与该放大器的偏移和闪烁噪声相对应的 电压 ；该驱动晶体管的栅极在这个第一时钟相位中被预先充电至参考电压。在第二时钟相位中，从施加到该放大器输入端的参考电压中减去电容器(60)的采样电压，以便根据该采样噪声调整该LED驱动。将 信号 从发送器通道(80)转发到接收通道(85)中的噪声/纹波消除器(90)，用以从接收到的信号消除发送器噪声。，下面是用于光电体积描记系统的发送器架构专利的具体信息内容。
1.一种用于发光二极管即LED的驱动电路，包括；
驱动晶体管，其具有源极、漏极和栅极，该驱动晶体管的源漏路径与电源电压与接地节点之间的LED串联耦合；
第一开关，其在该LED与该驱动晶体管的源漏路径之间耦合；
放大器，其具有非反相输入端和反相输入端，并且具有与该驱动晶体管的栅极耦合的输出端；
第一电容器，其具有位于采样节点处的第一板和与该放大器的非反相输入端连接的第二板；
第二开关，其连接在该驱动晶体管的源极与该放大器的反相输入端之间；
第三开关，其连接在参考电压输入端与该采样节点之间；
第四开关，其连接在参考电压输入端与该放大器的非反相输入端之间；
第五开关，其连接在该放大器的输出端与该采样节点之间；
第六开关，其连接在该放大器的输出端与该采样节点之间；以及
时序控制电路系统，其用于生成第一时钟相位和第二时钟相位；
其中，该第四开关、第五开关和第六开关被耦合用以接收该第一时钟相位，并且在该第一时钟相位期间闭合；
并且其中，该第四开关、第五开关和第六开关被耦合用以接收该第一时钟相位，并且在该第一时钟相位期间闭合。
2.如权利要求1所述的驱动电路，还包括：
可变电阻器，其连接在该驱动晶体管的源极与该接地节点之间；以及
数字模拟转换器即DAC，其被耦合以控制该可变电阻器的电阻。
3.如权利要求2所述的驱动电路，其中，该驱动晶体管具有与该接地节点耦合的主体节点，在该放大器的输出端与该接地节点之间建立栅极到主体节点的电容。
4.如权利要求1所述的驱动电路，还包括：
第二电容器，其在该参考电压输入端与该接地节点之间耦合。
5.一种光电体积描记系统的发送器中的发光二极管即LED的驱动方法，包括以下步骤：
在第一时钟相位中：
断开位于该LED与驱动晶体管的源漏路径之间的第一开关，该LED与该源漏路径在电源电压与接地节点之间串联耦合；
以单位增益模式连接运算放大器；
将参考电压耦合至放大器的非反相输入端，该放大器具有与该驱动晶体管的栅极耦合的输出端；并且
将采样电容器连接在该放大器的输出端与非反相输入端之间，用以存储噪声电压；
在第二时钟相位中：
将该驱动晶体管的源节点与该放大器的反相输入端耦合；
向该放大器的非反相输入端施加与参考电压减去噪声电压相应的电压；以及闭合该第一开关，用以对该LED进行正向偏压。
6.如权利要求5所述的方法，还包括：
在该第一时钟相位中，将该驱动晶体管的栅极预先充电至该参考电压。
7.如权利要求5所述的方法，还包括：
控制由该LED和该驱动晶体管在该第二时钟相位中传导的电流电平。
8.如权利要求7所述的方法，其中，控制步骤包括：
在该LED的串联路径和该驱动晶体管的源漏路径中设定可变电阻器的电阻。
9.一种光电体积描记系统，包括：
发送器通道，其包括：
发光二极管即LED；以及
LED驱动器，其用于控制该LED的偏压和传导，以便控制该LED的光发射；
接收器通道，其包括：
光电二极管；
放大器，其具有与该光电二极管耦合的输入端，以生成与响应于撞击该光电二极管的光由该二极管传导的电流对应的接收光信号；以及
噪声/纹波消除器电路，其具有接收该放大器的输出的第一输入端、以及从发送器通道接收与由该LED传导的电流对应的信号的第二输入端，用于响应于来自该发送器通道的信号而从接收到的光信号中消除发送器噪声成分。
10.如权利要求9所述的系统，其中，来自该发送器通道的信号包括该LED的阴极与接地节点之间的串联路径中的电压；
并且其中，该噪声/纹波消除器电路被配置成响应于来自该发送器通道的电压信号以及该LED的AC电阻确定由该LED传导的电流。
11.如权利要求9所述的系统，其中，该发送器通道包括电流传感器，用于感测在包括电源电压与接地节点之间的LED的串联路径中传导的电流；
并且其中，来自该发送器通道的信号包括来自该电流传感器的信号。
12.如权利要求9所述的系统，其中，该噪声/纹波消除器电路包括数字逻辑。
13.如权利要求9所述的系统，其中，该LED驱动器包括：
驱动晶体管，其具有源极、漏极和栅极，该驱动晶体管的源漏路径与电源电压与接地节点之间的LED串联耦合；
第一开关，其在该LED与该驱动晶体管的源漏路径之间耦合；
放大器，其具有非反相输入端和反相输入端，并且具有与该驱动晶体管的栅极耦合的输出端；
第一电容器，其具有位于采样节点处的第一板和与该放大器的非反相输入端连接的第二板；
第二开关，其连接在该驱动晶体管的源极与该放大器的反相输入端之间；
第三开关，其连接在参考电压输入端与该采样节点之间；
第四开关，其连接在参考电压输入端与该放大器的非反相输入端之间；
第五开关，其连接在该放大器的输出端与该采样节点之间；
第六开关，其连接在该放大器的输出端与该采样节点之间；以及
时序控制电路，其用于生成第一时钟相位和第二时钟相位；
其中，该第四开关、第五开关和第六开关被耦合用以接收该第一时钟相位，并且在该第一时钟相位期间闭合；
并且其中，该第四开关、第五开关和第六开关被耦合用以接收该第一时钟相位，并且在该第一时钟相位期间闭合。
14.如权利要求13所述的系统，其中，来自该发送器通道的信号包括在该LED的阴极与该驱动晶体管的源漏路径之间的串联路径中的电压；
并且其中，该噪声/纹波消除器电路被配置成响应于来自该发送器通道的电压信号以及该LED的AC电阻确定由该LED传导的电流。
15.如权利要求13所述的系统，其中，该发送器通道包括电流传感器，用于感测在该LED和该驱动晶体管的源漏路径的串联路径中传导的电流；
并且其中，来自该发送器的信号包括来自该电流传感器的信号。
16.如权利要求13所述的系统，其中，该LED驱动器和该噪声/纹波消除器电路是在彼此相同的集成电路中形成的。
用于光电体积描记系统的发送器架构
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请根据35 U.S.C.§119(e)要求于2015年10月2日提交的临时申请序列号62/236,589的优先权，其通过引用结合在此。
[0004] 不适用。
技术领域
背景技术
[0006] 光电体积描记(PPG)是已经证明可用在人体中的心血管功能的测量的现代技术。根据这项技术，将发光二极管(LED)的固定波长的光发射到受试人的皮肤中，并且在传输穿过皮肤以及下面的组织之后被光电二极管(PD)感测。感测到的光的特性允许测量医学参数，如氧合作用、脉搏率、呼吸功能等等。
[0007] 常规的PPG传感器包括熟知的脉动血氧计，例如夹在患者的手指上的类型。脉动血氧计通常由在两种不同波长下对真皮中和皮下组织中的光的吸收进行的比较来测量循环血液的血氧饱和度。所谓的“可穿戴”装置，如心率传感器，也使用这项技术，但是只需要测量单一波长下的光吸收。
[0008] 图1总体上示出了常规的PPG系统的架构。在这个系统中，发送器3包括LED 2，通过Vdd电源电压对其阳极加偏压，并且其阴极经由LED驱动器4与接地耦合。如上所述，PPG脉动血氧计将包括以时分复用的方式进行工作的多个LED 2(如红色和红外)。当通过LED驱动器4进行正向偏压时，LED 2发出光进入患者体内，例如患者的食指。接收器7包括光电二极管
6，其阴极在Vdd电源电压下进行偏压，并且其阳极连接至放大器8的输入端，并且其通常是反向偏压的，以便撞击光电二极管6的光子会产生放大器8可检测到的电流。以此方式，光电二极管6感测到LED 2发出的光传输穿过该受试者的程度。放大器8的输出被转发到所需的该PPG系统的处理和分析电路系统，用以确定所需的医学测量，如患者血液的氧合作用。
6，其阴极在Vdd电源电压下进行偏压，并且其阳极连接至放大器8的输入端，并且其通常是反向偏压的，以便撞击光电二极管6的光子会产生放大器8可检测到的电流。以此方式，光电二极管6感测到LED 2发出的光传输穿过该受试者的程度。放大器8的输出被转发到所需的该PPG系统的处理和分析电路系统，用以确定所需的医学测量，如患者血液的氧合作用。
[0009] 任何PPG系统准确并精确地测量感兴趣的参数的能力都是基于整个系统的信噪比(SNR)，同时考虑其发送器和接收器两者。例如，已经观察到，用于包括穿过患者组织的传输通道整个PPG系统的至少约30dB的SNR是必需的，用以测量脉搏率至1每分钟心搏次数(bpm)的精确度。在实践中的一个复杂因素是，该系统SNR取决于患者的灌注指数，如图2所示。灌注指数是由脉动性血流引起的AC信号与穿过患者的周围组织的光信号的DC背景电平的比值，并且在很大程度上取决于患者的健康和身体状况。如此，对于图1的PPG系统，灌注指数反映在接收到的光的AC脉冲相对于其DC电平的振幅(例如，如由放大器8进行输出)中。如图2所示，该系统SNR以较高的灌注指数值增加。
[0010] 相反地，如果PPG系统的SNR能够增加，该系统能够在更广泛的患者中测量脉搏率以及血氧合作用，尤其是健康不佳且因而具有较低灌注指数的患者。图2显示了两个SNR对灌注指数的曲线图9a、9b。曲线图9a显示了在发送器SNR是95dB的情况下的系统(发送-通道-接收)SNR与灌注指数的关系；如本领域已知的，为了达到所需的系统SNR，发送器和接收器的SNR必须都高于所需的系统SNR。在此发送SNR下，PPG系统能够测量脉搏率，只对表现出灌注指数至少是约0.06的患者达到一bpm的精确度。与此作为对比，曲线图9b显示，如果发送器能够在110dB的SNR下工作，能够对于灌注指数值低至约0.01的患者进行误差为1bpm的脉搏率测量。因此，PPG系统的发送器中的噪声是涵盖了范围广泛的患者的关键因素。
[0011] 所谓的“可穿戴的”电子装置，如健康监测装置，近来已经变得很大众化。除了健康监控装置以外，可穿戴的医学监测装置预期可用于健康护理，例如用以对患有医疗状况的患者的恢复或进展进行监测。如此，希望使用PPG通过可穿戴的装置(尤其是能够整天穿戴的装置)以获得氧合作用、脉搏率以及其他测量。在此背景下，电池寿命变成了关键性能。
[0012] 就这一点而言，电池供电的系统(如可穿戴装置)中的发送器的重要电参数是LED驱动器的“净空(headroom)”。如本领域技术人员所熟知的，希望的是，电池供电的系统在低电源电压下工作，用以降低能耗并减少电池本身的成本。在图1的发送器3中，在其工作状态下LED 2两端的电压降是由其材料限定的。在图1中显示为Vhead的净空，是LED驱动器4超过LED电压降所需的电压。相反地，最小Vdd电源电压是LED 2两端的电压降与LED驱动器4的净空Vhead之和。对于电池供电的系统，因此，希望的是，LED驱动器4需要的净空Vhead是最小化的，尤其是考虑到常规电池的输出电压趋于随着时间的推移而下降。
[0013] 如上所述，希望的是使PPG系统中的能耗最小化，尤其是用于“全天，，使用的电池供电的可穿戴的装置中的能耗。发送器3中的LED驱动器4的占空比控制是降低系统能耗的通用方法。因此希望LED驱动器4表现出快速切换以及快速稳定时间，以便能够尽可能地降低“导通”脉宽并且因此使功耗最小化。
[0014] 图3a到图3c显示了用于PPG系统的常规LED驱动器的实例。图3a的电路是典型的LED驱动器电路的一个实例，例如如上所述在PPG系统中使用的LED驱动器电路。在这个电路中，LED 10的阳极在Vdd电源电压下，并且其阴极连接至上升时间控制n沟道MOS晶体管12的漏极。晶体管12的源极连接至n沟道驱动晶体管14的漏极，其经由可变电阻器16连接至接地。电阻器16操作用以采用通常由数字模拟转换器(DAC)设置的电阻来控制穿过LED 10和晶体管12的电流消耗。晶体管12的栅极从上升时间控制器13接收控制电压，其是可调节电路块，该可调节电路块控制晶体管12的导通而用以获得LED 10的导通和关断特征中所需的上升和下降时间。放大器18在其非反相(正)输入端处接收参考电压VREF，并且在其反相(负)输入端处接收来自晶体管14的源极的反馈电压。向驱动晶体管14的栅极施加来自放大器18的输出电压VGATE。根据这种安排，放大器18运行以驱动在驱动晶体管14处的栅电压VGATE，以便驱动晶体管14的源节点的参考电压VREF。对参考电压VREF进行调制，用以对LED 10进行选择性的正向偏压。
[0015] 图3a的LED驱动器电路提供了PPG系统中的某些优点。具体地，可变电阻器16趋于降低此电路中的发送器噪声，并且此电路显示的纹波也是相当低的。然而，已经观察到这种配置易受来自放大器16的显著的输入闪烁噪声的损害，其降低发送器的性能。此LED驱动器的稳定时间也是相当慢的，是由放大器18的带宽引起的。另外，图3a的LED驱动器不利于在低电压、电池供电的应用中实现，因为其较大的净空电压，具体地是晶体管12和晶体管14的漏源过驱动电压与电阻器16两端的电压降相加的总和。
[0016] 图3b示出了可用于PPG系统的具有非常低的净空要求的常规LED驱动器。在这个电路中，电源20通过电感器22向LED 10施加Vdd偏压。n沟道驱动晶体管26的源漏路径在电感器22与接地之间与LED 10并联连接。晶体管26的栅极接收脉宽调制器(PWM)24的输出。在“关闭”脉冲过程中，晶体管26将通过电感器22的电感器电流分流至接地；在“导通”脉冲过程中，Vdd电源电压对LED 10进行正向偏压，以便该电感器电流通过LED 10传导至接地。图3b示出了在来自PWM 24的脉冲序列上的通过LED 10的输出电流Iout的行为，示出输出电流Iout表现为一系列三角波。虽然这个LED驱动器需要的净空相当低，已经观察到发送器噪声在这个配置中相当高，其减小了患者的覆盖面，如以上与图2有关的讨论。另外，在图3b的LED驱动器中存在明显的纹波。
[0017] 在图3c的电路中，LED 10的阳极在Vdd电源电压下，并且其阴极连接至n沟道MOS晶体管14的漏极；晶体管14的源极接地。参考电压VREF被施加到晶体管14的栅极，并且被调制以接通和关断LED 10，因而控制光的发射。图3c的这种简单的驱动器具有晶体管14的仅漏源电压过驱动的低净空电压，并且展示无纹波。然而，因为图3c的驱动器相当嘈杂，其在PPG系统的发送器中的使用会具有受限的患者覆盖面，如以上与图2有关的讨论。
[0018] 通过进一步的背景，本领域已知用于清除运算放大器的偏移电压和漂移的自动调零技术，如在Kugelstadt的“易于高精度电路设计的自动调零放大器”(“Auto-zero amplifiers ease the design of high-precision circuits”)，模拟应用杂志(Analog Applications Journal)，2Q 2005(德州仪器公司)，第19-28页所述，其通过引用结合在此。
发明内容
[0019] 公开的实施例提供了一种当结合在光电体积描记(PPG)系统中时降低发送器噪声的LED驱动器。
[0020] 公开的实施例提供了这样一种LED驱动器，其通过减少LED接通时间来减少发送器稳定时间，并且因而能够以低于常规LED驱动器电路的功耗进行工作。
[0021] 公开的实施例提供了这样一种LED驱动器，其具有最小净空电压需求。
[0022] 公开的实施例提供了这样一种LED驱动器，当在脉动血氧计的发送器中或在心率监视器中实现时，增加了关于灌注指数的患者覆盖面。
[0024] 根据某些实施例，LED驱动器电路，如可用在光电体积描记(PPG)系统中的LED驱动器电路，包括与可变电流控制电阻器串联连接的驱动晶体管以及LED自身。开关式放大器电路在“导通”脉冲过程中在两个非重叠的时钟相位(clock phase)中驱动该驱动晶体管的栅极。在第一相位中，通过在放大器输入端与放大器的输出端之间耦合的电容器，将放大器的噪声和偏移作为电压进行存储。还是在这个第一相位中，将位于驱动晶体管的栅极与接地节点之间的预先充电电容器预先充电至参考电压电平。在第二相位，施加至放大器输入端的电压通过存储的采样噪声电压来进行补偿，并且在其接通LED时没有反映在驱动晶体管的栅电压。通过在第一相位中施加的预先充电来降低在这个第二相位中的驱动器栅电压的电压摆动。
[0025] 根据另一个实施例，构建一种PPG系统，用以包括具有与光电二极管接收器处于相同位置(co-located)的LED驱动器的发送器。将发送器中的纹波和噪声电流的线性估计值转发至接收器中的噪声和纹波消除器电路，用以恢复由光电二极管接收到的光信号的信号成分。
附图说明
[0026] 图1是常规光电体积描记(PPG)系统的通用架构的示意图形式的电路图。
[0027] 图2示出了具有不同的发送器SNR对灌注指数的传统PPG系统的信噪比(SNR)的曲线图。
[0028] 图3a到3c是用于PPG系统的传统LED驱动器的示意图形式的电路图。
[0029] 图4是可以实现实施例的一种PPG系统的框图形式的电路图。
[0030] 图5是包括根据一个实施例构建的包括LED驱动器的PPG系统中的发送器的示意图形式的电路图。
[0031] 图6a是示出了根据一个实施例的操作图5的LED驱动器的时钟相位的时序图。
[0032] 图6b和图6c是示出了在图6a所示的各个时钟相位中操作图5的LED驱动器的示意图形式的电路图。
[0033] 图7a是根据另一个实施例构建的PPG系统的框图和示意图形式的电路图。
[0034] 图7b是由根据所公开的实施例的LED驱动器驱动的LED的正向电流对电压的曲线图。
具体实施方式
[0035] 将在本说明书中描述的一个或更多个实施例实现到如在脉搏血氧测定法中使用的光电体积描记(PPG)系统中，如可以预期的，在本文中这种实现方式是尤其有利的。然而，还可以预期的是，本发明的概念可有利地施加到其他涉及光信号的传输和接收的应用。因此，应理解的是，以下说明是只是通过示例的方式来提供，并不旨在限制所要求保护的本发明的范围。
[0036] 现在参照图4，将要描述可以实现这些实施例的PPG系统的架构和操作，例如用作脉动血氧计和心率监视器。如图4所示，这个系统包括模拟前端(AFE)30，其中实现了发送器通道和接收器通道两者。AFE 30的发送器通道运行，以驱动与AFE 30外部连接的一个或更多个发光二极管(LED)40。以脉动血氧计为例，LED 40由不同颜色的一对LED构成，例如红色和红外，或红色和绿色。用于脉动血氧计和心率监视器的传统AFE的一个实例是与德州仪器公司(Texas Instruments Incorporated)所售的AFE集成的AFE 4400，在“用于心率监视器和低成本脉动血氧计的AFE4400集成模拟前端”描述，数据页SBAS601H(德州仪器公司，2014)(“AFE4400 Integrated Analog Front-End for Heart Rate Monitors and Low-Cost Pulse Oximeters”，Data Sheet SBAS601H(Texas Instruments Incorporated，
2014))，其通过引用结合在此。
2014))，其通过引用结合在此。
[0037] AFE 42的接收器通道运行，用以检测并处理光电二极管接受器42的电信号，其还外部连接至AFE 30。在这个实例中，根据这个实施例的AFE 30的接收器通道包括放大器44，其连接至外部光电二极管接受器42，并且其工作用以对由接受器42提供的信号进行放大。放大器44的输出端耦合至模拟数字转换器(ADC)46的输入端(经由可选的噪声消除器45，将在以下根据实施例对其进行描述)，其用常规方式来对放大的光电二极管信号进行处理和数字化。接口31将接收到的信号传达至合适的处理器电路系统(未示出)，用于分析和显示由接收到的信号表示的各种属性。
[0038] 在这个实例中，AFE 30的发送器通道包括LED电流控制数字模拟转换器(DAC)34，其经由接口31从外部处理器或其他电路系统来接收表示LED 40的所需的工作模式和功能的信号。作为响应，LED电流控制DAC 34将控制信号转发至LED驱动器36，其进而向LED 40施加所需的激励，具体地是通过控制LED 40的正向偏压电流并且相应地控制所发出的光的强度。LED驱动器36还能可选地向接收器通道中的可选的噪声/纹波消除器45提供信号，如将在以下关于附加实施例进一步描述。
[0039] AFE 30还包括时序控制器32，其至少部分地控制发送器通道和接收器通道的工作。AFE 30内还可提供如在本领域中常见的其他功率的、诊断的、控制功能。
[0040] 现在参照图5，现在将要描述根据一个实施例的LED驱动器36的构建。在这个实施例中，LED驱动器36通过在n沟道金属氧化物半导体(MOS)驱动晶体管54的栅极处施加电压VGATE来控制由LED 40发出的光。虽然图5的示意图中示出了单一LED 40，可以预期的是，LED 40可以是如用在脉动血氧计中的一对LED中的一个；在那种情况下，图5的示意图示出了这对LED中的一个被驱动工作的方式。可以预期的是，本领域技术人员参照本说明书将容易地布置LED驱动器36用以驱动这对LED中的另一个LED，例如根据在以上结合的AFE 4400数据页中描述的布置之一。
[0041] 在图5的配置中，LED 40的阳极在Vdd电源电压下进行偏压，并且其阴极通过开关52耦合至驱动晶体管54的漏极。晶体管54的源极经由可变电流控制电阻器56耦合至接地。此电流控制电阻器56的电阻是由LED电流控制DAC 34来控制的，其如上所述工作用以控制LED 40发出的光的振幅。在图5所示的实施例中，在驱动晶体管54的栅极与接地节点之间存在电容器70。可以预期的是，电容器70典型地由驱动晶体管54的寄生性栅极至主体节点电容来构建，但是如果以下描述的功能希望或需要，可以通过附加电容器来补充。
[0042] LED驱动器36接收参考电压VREF，如参考电压VREF可以从外部向AFE 30施加或者通过常规带隙电路或其他电压参考电路而在AFE 30内产生。如从以下的描述中是明显的，参考电压VREF确定了在“导通”状态下(即，当LED 40要发光时)向驱动晶体管的栅极施加的电压VGATE。接收参考电压VREF的输入端通过开关61在采样节点SMP处连接至电容器60的一个板，并且通过开关65连接至电容器60的相对板以及放大器58的非反相(正)输入端。电容器62连接在VREF输入端与接地之间，用以吸收噪声。放大器58的输出端通过开关63连接至采样节点SMP，通过开关67连接至放大器58的反相(负)输入端，并且连接至n沟道驱动晶体管54的栅极。开关69将驱动晶体管54的源极耦合至放大器58的反相输入端。
[0043] LED驱动器36的每个开关52、61、63、65、67、69是由时序控制器32生成的两个时钟相位Φ1和Φ2之一控制的(图4)。每个开关52、61、63、65、67、69可以实现为一个MOS传输门(pass gate)，例如实现为接收与其时钟相位对应的相应的栅电压的单一MOS晶体管，或实现为成对的p沟道和n沟道MOS晶体管，其源漏路径并联连接且接收互补的栅电压。
[0044] 具体地，开关63、65和67是由时钟相位Φ1控制的，具体地是在时钟相位Φ1处于有效高电平时闭合，而开关52、61和69类似地是由时钟相位Φ2控制的。图6a示出了在这个实施例中由时序控制器32生成的时钟相位Φ1和Φ2的关系。如图6a所示，时钟相位Φ1和Φ2是非重叠的时钟脉冲，其在施加到放大器58的使能信号的持续时间(其对应于LED 40的发光持续时间)期间被驱动到有效高电平。
[0045] 根据这个实施例，LED驱动器36在时钟相位Φ1中工作，用以对驱动晶体管54的栅电压VGATE预先充电至大约在参考电压VREF电平的电压，并且用以对放大器58的偏移和“闪烁”噪声进行采样；LED 40在时钟相位Φ1期间没有被驱动用以发光。LED驱动器36在时钟相位Φ2中运行，用以用对应于参考电压VREF的输入电压来驱动放大器58，对于在时钟相位Φ1的过程中的偏移和噪声采样进行补偿。响应于其非反相输入端的补偿电压，通过放大器58的输出端处的电压VGATE来接通驱动晶体管54，并且因此LED 40发光。如从此描述中是明显的，施加到放大器58的电压的这种噪声补偿将通常存在于具有低净空要求的常规LED驱动器电路中的不需要的噪声和纹波减到最小。
[0046] 图6b和图6c分别示出了LED驱动器36处于时钟相位Φ1和Φ2的操作。在图6b中，开关63、65和67在时钟相位Φ1期间是闭合的，而开关52、61和69是断开的。如此，VREF输入端经由开关65连接至放大器58的非反相输入端，并且电容器60的相对板处的采样节点SMP经由开关63连接至放大器58的输出端。放大器58的输出端还经由开关67直接连接至放大器58的反相输入端。LED 40的阴极与驱动晶体管54的漏极断开，并且如此LED 40在时钟相位Φ1期间不发光。
[0047] 由于LED驱动器36在时钟相位Φ1期间处于如图6b所示的状态中，放大器58处于单位增益模式，因为其输出端通过闭合开关67直接连接至其反相输入端。这种单位增益布置导致放大器58在其非反相输入端处驱动其输出至参考电压VREF。在放大器58的非反相输入端与输出端之间连接的采样电容器60将充电至与放大器58的偏移加上“闪烁”或1/f噪声对应的电压VSMP。同时，电容器70充电至放大器58的输出端处的电压，如以上所见的，是在参考电压VREF，其进而在预期到时钟相位Φ2时将驱动晶体管54的栅极预先充电至大约VREF的电平。
[0048] 在时钟相位Φ2中，LED驱动器36是处于图6c所示的状态中，开关63、65和67断开，并且开关52、61和69闭合。LED 40的阴极通过闭合开关52连接至驱动晶体管54的漏极，以便由驱动晶体管54的状态来控制LED 40的偏压状态，并且因而控制其是否发光。放大器58的反相输入端现在连接至驱动晶体管54的源极，在位于晶体管54与可变电阻器56之间的节点上，因为在此时钟相位Φ2中开关69是闭合的、且开关67是断开的。并且通过闭合开关61和断开开关65的动作，使VREF输入端经由电容器60耦合至放大器58的非反相输入端。
[0049] 根据这个实施例，因此，施加到放大器58的非反相输入端的电压是参考电压VREF减去在时钟相位Φ1期间存储在电容器60两端的电压VSMP。因为电容器60两端的这个电压VSMP对应于放大器58的偏移和噪声，如在时钟相位Φ1中采样的，对施加到放大器58的非反相输入端的输入电压进行偏移和噪声的补偿。作为栅电压VGATE而由放大器58施加到驱动晶体管54的驱动因此进行偏移和噪声的补偿，其进而在放大器58上对由LED 40发出的光的强度进行偏移和噪声的补偿。通过降低以此方式发出的光中的噪声，发送器SNR根据这个实施例被改善。
[0050] 因为如用以实现放大器58的运算放大器等等的典型放大器的“闪烁”噪声主要是低频噪声(即，经常被称为1/f噪声的闪烁噪声)，并且因为偏移主要是在DC上，当在时钟相位Φ1期间被采样时以及在时钟相位Φ2期间被补偿时，希望在偏移加上噪声之间有很小的变化。因此可以预期的是，这种补偿的精确度总体上是相当好的。因此可以预期的是，根据这个实施例的LED驱动器36的噪声和偏移性能比常规LED驱动器电路是显著改善的，尤其是如上所述的具有低净空的LED驱动器电路。
[0051] 另外，根据这个实施例，可以预期的是，在时钟相位Φ1期间将栅电压VGATE预先充电至参考电压VREF显著降低了当在时钟相位Φ2期间接通LED 40时驱动晶体管54的栅极上所需的电压摆动。希望的是，在一侧或另一侧，驱动晶体管54的源极上的电压大体上将接近参考电压VREF，取决于经由可变电阻器56控制的所需电流。因此，希望由此预先充电提供的栅电压VGATE的降低的电压摆动能极大地减少LED驱动器36的稳定时间，使PPG系统能够在较短的“导通”脉宽下工作，并且因此节省电池电量。
[0052] 另外，根据这个实施例，LED驱动器36的净空需求从常规布置减小，如以上与图3a有关的所描述的。参照图5，LED驱动器36中需要的净空是可变电阻器56两端的电压降与驱动晶体管54的漏源过驱动相加的总和。相反地，图3a的常规LED驱动器需要包括两个MOS晶体管的过驱动的净空。因此，这个实施例提供了一种LED驱动器，其与常规驱动器相比具有相对较低的净空要求，同时还实现了良好的噪声性能以及还有快速的稳定时间。
[0053] 根据另一个实施例，提供了一种PPG系统，其被构建并运行以为发送器的噪声和纹波提供附加的补偿。可以预期的是，当在发送器80和接收器85“处于相同位置(co-located)”的PPG系统中实施时，例如集成到彼此相同的集成电路或至少彼此极为靠近的集成电路中时，这个实施例将是特别有利的。
[0054] 图4通过位于放大器44与ADC 46之间的AFE 30的接收器通道中的可选的噪声/纹波消除器函数45示出了在一般意义上的该实施例。如图4所示，噪声/纹波消除器45从LED驱动器36接收时域信号I_EST。此信号I_EST对应于由LED 40在其导通状态下传导的电流，包括电流中的纹波和其他发送器噪声。因为由LED发射的光的强度与正向偏压电流成比例，根据这个实施例可以预期的是，由LED驱动器36施加的电流中的噪声和纹波所引起的变化将会反映由LED 40发射的光中的发送器噪声。
[0055] 图7a和图7b示出了根据这个实施例包括由发送器通道80和接收器通道85构建的PPG系统的一个实例。在这个PPG系统中，发送器通道80包括在Vdd电源电压与接地之间串联连接的LED 82和LED驱动器84。LED驱动器84可以用与图5和图6a至6c有关的方式来构建；可替代地，LED驱动器84可以根据任何其他的常规LED驱动器布置之一来构建。在这个实施例中，与由LED 82传导的电流相对应的信号I_EST是从发送器80传达到接收器85，其形式是LED电流路径中的节点上的感测电压，从该感测电压能够导出电流，或者是对应于所传导的电流的直接测量的信号。例如，如果如上述与图5有关的描述来构建LED驱动器84，该感测电压可以采取电阻器56两端或LED电流路径中的小的线性电流感测电阻器(未示出)两端的。
[0056] 如本领域中常见的，接收器通道85包括光电二极管86，其阴极处于Vdd电源，并且其阳极连接至放大器88的输入端。然而，根据这个实施例，并且还如以上讨论的在图4中所示的，接收器通道85包括噪声/纹波消除器函数90(其对应于图4的噪声/纹波消除器函数45)。可以通过合适的模拟电路来构建噪声/纹波消除器90用于执行在本说明书中描述的功能。
在图4的实施例中，噪声/纹波消除器90具有耦合至放大器88的一个输入端以接收来自光电二极管86的被放大的接收到的信号、以及用以从发送器通道80接收电压或电流信号的另一个输入端。如以下将进一步详细描述的，噪声/纹波消除器90消除LED电流中的估算的发送器噪声，并且因此消除从光电二极管86接收到的放大的信号中发出的光中的估算的发送器噪声。噪声/纹波消除器90的输出随后沿着接收器通道85转发而用于进一步的处理和通信。
可替代地，噪声/纹波消除器45可以作为数字电路或可编程逻辑器而在数字域中(即，在ADC
46之后)实现，被布置或编程以执行该数字域中的这些功能和操作。进一步在替代方案中，噪声/纹波消除器90的一些功能和操作可以在模拟域中执行，并且其他功能和操作在通过ADC 46数字化后在数字域中执行。无论如何，可以预期的是，本领域技术人员参照本说明书将易于酌情实现噪声/纹波消除器90而用以在特定应用中、在模拟域或数字域中或在两者的结合中执行这些功能，无需过度的实验。
在图4的实施例中，噪声/纹波消除器90具有耦合至放大器88的一个输入端以接收来自光电二极管86的被放大的接收到的信号、以及用以从发送器通道80接收电压或电流信号的另一个输入端。如以下将进一步详细描述的，噪声/纹波消除器90消除LED电流中的估算的发送器噪声，并且因此消除从光电二极管86接收到的放大的信号中发出的光中的估算的发送器噪声。噪声/纹波消除器90的输出随后沿着接收器通道85转发而用于进一步的处理和通信。
可替代地，噪声/纹波消除器45可以作为数字电路或可编程逻辑器而在数字域中(即，在ADC
46之后)实现，被布置或编程以执行该数字域中的这些功能和操作。进一步在替代方案中，噪声/纹波消除器90的一些功能和操作可以在模拟域中执行，并且其他功能和操作在通过ADC 46数字化后在数字域中执行。无论如何，可以预期的是，本领域技术人员参照本说明书将易于酌情实现噪声/纹波消除器90而用以在特定应用中、在模拟域或数字域中或在两者的结合中执行这些功能，无需过度的实验。
[0057] 根据这个实施例，现在可结合执行噪声和纹波清除功能的方式来对噪声/纹波消除器90的操作进行描述。可以考虑由LED 82传导的电流ITX，作为信号成分ITX0和噪声成分ITX，n的总和：
[0058] ITX＝ITX0+ITX，n
[0059] 图7b是可在发送器80中用作LED 82的典型的LED的电流-电压特征。如这个图所示的，在高于某个阈值电压Vt的施加的电压处，由LED传导的正向电流Ifwd与所施加的电压V呈线性，到至少一个合理的近似值。因此，可以预期的是，图7a的发送器80中的LED 82的阴极上发生并作为信号I_EST被传达至噪声/纹波消除器90的电压Vd将同样地以对应于小信号(“AC”)电阻Rd的斜率与LED 82两端的电压降呈线性。因此，电压Vd能够被视为额定信号电压成分Vd0与噪声成分的总和：
[0060] Vd＝Vd0+RdITX，n
[0061] 根据这个实施例，噪声/纹波消除器函数90通过对作为信号I_EST的由发送器通道80传达的电压Vd进行时间平均化来确定额定信号电压成分Vd0。可以通过LED 82的特征或规格来确定AC电阻Rd，并且在噪声/纹波消除器函数90上编程或以其他方式设置而在此确定中使用。
[0062] LED 82发出的光将与由LED 82传导的电流ITX成比例，包括以上说明的信号和噪声成分两者。在接收器通道85上，与来自光电二极管86的信号对应的放大器88的输出端上的电压VRX能够因此被表示为：
[0063]
[0064] 其中， 是发出的光穿过LED 82与光电二极管86之间的介质(如在脉动血氧计应用中的患者的手指)的传递函数。将LED电流ITX分解成其信号成分和噪声成分：
[0065]
[0066] 其还能够在电压域中表示为信号成分和噪声成分的总和：
[0067] VRX＝VRX0+VRX，n
[0068] 信号成分VRX0是要被处理的所需的量：
[0069]
[0070] 噪声VRX，n与接收到的电压VRX的比率能够表示为：
[0071]
[0072] 由于传输的电流噪声成分ITX，n是：
[0073]
[0074] 信号成分VRX0能够确定为：
[0075]
[0076] 因为从光电二极管86接收到的信号VRX、来自发送器80的以电压Vd形式的信号I_EST、作为额定电压Vd0的估算值的电压Vd的时均值、AC电阻Rd、和由LED电流控制DAC 32设置的电流ITX都可用于噪声/纹波消除器函数90，这个等式能够通过函数90来求解，用以确定电压信号成分VRX0。在一个实现方式的实例中，在该模拟域中可以通过固定放大来进行减法Vd-Vd0，随后是差值的数字化(ADC 46)和在该数字域中的VRX0的计算的完成。根据前面的计算从信号成分VRX0清除噪声和纹波的影响，该信号成分VRX0随后沿着接收器通道85转发，根据需要处理用于PPG系统的特定应用。
[0077] 可替代地，如图7a所示且如上所述，可插入小电阻器89，与LED 82和LED驱动器84串联，用以在接收器85处向噪声/纹波消除器函数90提供由LED 82传导的电流的直接测量值。在这个方法中，信号I_EST将对应于电阻器89两端的测量电压。进一步地在替代方案中，可以在发送器80处采用非接触式电流传感器(未示出)，用以感测在LED 82的“导通”时间期间传导的电流，并且将与测量电流对应的信号I_EST传达至如所示出的接收器85中的噪声/纹波消除器90。根据这些可替代的电流测量，LED 82的AC电阻Rd估算不是必需的，允许以更直接的方式来确定光电二极管信号VRX0的信号成分，而没有在估计此电阻中潜在的不准确性。
[0078] 因此可以预期的是，这个实施例能够进一步降低来自PPG系统的接收器通道的最终输出信号中的发送器噪声的影响。在该PPG系统自身的总SNR的改进中反映了这种噪声降低。如以上与图2有关的讨论，通过改进发送器通道的有效SNR(在这个实施例中，是通过补偿发送器噪声)，改善的系统SNR用较低的灌注指数值扩展了系统对患者的覆盖面，并且因此扩展了PPG在患者监控及其他应用中的潜在应用。
[0079] 虽然在本说明书中已经描述了一个或更多个实施例，当然可以预期的是，这些实施例的修改和替代方案，如能够获得本发明的一个或更多个优点和好处的修改和替代方案，对于参考本说明书及其附图的本领域的技术人员来说是明显的。可以预期的是，这类修改和替代方案在本文随后要求保护的本发明的范围内。
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