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Sensorik für Wearables

Mit weniger Licht mehr sehen

28. Februar 2023, 12:14 Uhr | Von Andrew Burt, Analog Devices

Bild 1. Messung von HF und SpO2 mit einem am Handgelenk getragenen Gerät.

Die Herzfrequenz und Sauerstoffsättigung ist bei Fitnessuhren längst Normalität, die Genauigkeit jedoch oft fragwürdig. In »echten« Medizingeräten sollten hochwertige Messungen die Batterie ebenfalls nicht belasten. Ein neuer Sensor-IC bietet klinische Qualität und spart Strom.

Eine der größten Herausforderungen für die Entwickler von Wearable-Medizingeräten besteht darin, qualitativ hochwertige Herzfrequenz- und SpO₂-Messungen in einer Weise durchzuführen, welche die Batterie des Gerätes nicht zu stark belastet. Die hier vorgestellte Designlösung zeigt, warum der herkömmliche Ansatz für optische Messungen Strom verschwendet, während eine neue Sensor-IC-Architektur den Stromverbrauch erheblich senken kann – und trotzdem Messungen in klinischer Qualität erlaubt.

Photoplethysmographie (PPG)

Die Herzfrequenz (HF) und die Sauerstoffsättigung (SpO₂) werden mithilfe eines optischen Verfahrens namens Photoplethysmographie (PPG) gemessen (Bild 1). Das PPG-Signal wird erzeugt, indem die Haut mit einer Leuchtdiode (LED) beleuchtet wird und Änderungen in der Intensität des von den Blutgefäßen unter der Oberfläche reflektierten Lichts (Bild 2) mit einer Photodiode (PD) erfasst werden, die einen Strom erzeugt, der proportional zur empfangenen Lichtmenge ist.

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Im Wearable-Design wird das Stromsignal durch ein analoges PPG-Front-End (AFE) aufbereitet, bevor es von einem ADC zur digitalen Verarbeitung durch einen optischen Algorithmus auf dem Mikrocontroller des Systems umgewandelt wird. Im Prinzip reicht ein einziges LED-PD-Paar aus, um eine PPG-Messung durchzuführen, und diese Architektur ist bei Fingergeräten, die im klinischen Bereich eingesetzt werden, auch üblich (Bild 3).
Diese Geräte arbeiten jedoch unter Bedingungen, die sich von denen einer alltäglichen Fitnessuhr stark unterscheiden. Zum einen ist der Patient relativ unbeweglich, und die Messung wird mit einem Sensor durchgeführt, der fest an einer Fingerkuppe befestigt ist. Die Lichtverhältnisse sind relativ konstant, was die Lichterkennung für die Photodiode vereinfacht, zudem ist der Stromverbrauch kein Problem, da diese Geräte in der Regel netzbetrieben sind.

Klinische Wearables dagegen werden wie ihre sportlichen Verwandten in der Regel am Handgelenk getragen, d. h. der Grad des Hautkontakts variiert je nach Festigkeit des Armbands und der Bewegung des Patienten. Die Lichtverhältnisse können je nach Standort und Tageszeit stark variieren, und da diese Geräte batteriebetrieben sind, sollte der Stromverbrauch des Sensors so gering wie möglich sein. Dies wird durch die unterschiedlichen Hauttöne der Träger noch erschwert. Dunklere Haut hat einen niedrigeren Perfusionsindex als hellere Haut, was bedeutet, dass für die Messungen eine stärkere Beleuchtung erforderlich ist, wodurch der Sensor mehr Strom verbraucht. Verschiedener AFE-Architekturen, die zur Durchführung von PPG-Messungen verwendet werden können, haben unterschiedliche Vorzüge:

PPG-AFE mit einem ADC-Kanal

Eine Erhöhung des LED-Stroms oder die Verwendung von zwei LEDs ist eine Möglichkeit, um eine bessere Ausleuchtung der Haut zu erreichen (Bild 4), da dadurch ein größerer Hautbereich beleuchtet werden kann. Dies ist jedoch ein stromintensiver Ansatz, da der LED-Strom mindestens 50 Prozent der in einem PPG-System verbrauchten Leistung ausmacht, die je nach Perfusionsindex des Trägers durchschnittlich bis zu 1 mW beträgt. Insgesamt ist dieser Ansatz ineffizient und verkürzt die Lebensdauer der Batterie.

PPG-AFE mit zwei ADC-Kanälen

Eine bessere Möglichkeit zur Erhöhung der Hautausleuchtung ist die Verwendung einer einzigen LED mit zwei PDs, mit denen eine größere Menge an reflektiertem Licht erfasst werden kann (Bild 5). Der Vorteil hierbei ist, dass der Standard-LED-Strom von 20 mA auf 10 mA reduziert werden kann, um den gleichen PD-Gesamtstrom zu erreichen, wie bei der Verwendung einer einzelnen Photodiode. Unter schwierigen Betriebsbedingungen (geringe Hautdurchblutung und/oder bei Bewegung des Trägers) kann eine proportionale Erhöhung der Systemempfindlichkeit erreicht werden, wenn der Systemalgorithmus feststellt, dass ein höherer LED-Strom erforderlich ist. Wenn beispielsweise derselbe LED-Strom wie bei der vorherigen Anordnung verwendet wird, verdoppelt sich der PD-Strom, was zu einer höheren Gesamtempfindlichkeit führt, wenn auch auf Kosten eines temporär höheren Stromverbrauchs.

PPG-AFE mit vier ADC-Kanälen

Die Verwendung von vier PDs (was einen Vierkanal-ADC erfordert) zur Erkennung des
reflektierten Lichts spart noch mehr Strom (Bild 6), da die LEDs mit viel weniger Strom betrieben werden können (Tabelle 1).

Diese Architektur liefert qualitativ hochwertigere Messwerte, da Blutgefäße und Knochen im Handgelenk asymmetrisch verteilt sind und vier Photodioden dazu beitragen, die Auswirkungen der Bewegung und des Anlegens des Medizingerätes durch den Träger abzuschwächen. Vier PD-Empfänger erhöhen zudem die Wahrscheinlichkeit, das von beleuchteten Blutgefäßen reflektierte Licht zu erkennen. Bild 7 zeigt die mit vier Photodioden (als zwei unabhängige Paare LEDC1 und LEDC2 konfiguriert) gemessene Herzfrequenz in Bezug auf eine Referenzmessung (polar).

Das klinische Wearable muss sicherstellen, dass während der Messung ein guter Hautkontakt aufrechterhalten wird. Zunächst befindet sich der Träger im Ruhezustand und beginnt dann nach 300 Sekunden mit dem Training, wodurch sich die Herzfrequenz erhöht. Es ist klar, dass die Signale an LEDC1 und LEDC2 unterschiedlich von der Referenzmessung abweichen, und der Vorteil der Verwendung von zwei Paaren von PDs zur Erfassung und Kombination dieser Abweichungen liegt auf der Hand.

Praktische Quad-ADC-Lösung

Als Referenz für ein optisches Vierkanal-Datenerfassungssystem mit extrem niedrigem Stromverbrauch und sowohl Sende- als auch Empfangskanälen dient hier der MAX86177 von Analog Devices (Bild 8), der sich ideal für den Einsatz in tragbaren Geräten und Wearables für den klinischen Einsatz eignet.

Auf der Senderseite befinden sich zwei programmierbare 8-Bit-Hochstrom-LED-Treiber, die bis zu sechs LEDs unterstützen. Auf Empfängerseite sind vier rauscharme ladungsintegrierende Front-Ends mit jeweils unabhängigen 20-Bit-ADCs vorhanden, die Eingangssignale von acht PDs (als vier unabhängige Paare konfiguriert) multiplexen können.

Der Sensor-IC erreicht einen Dynamikbereich von 118 dB und bietet eine Umgebungslichtunterdrückung (ALC) von bis zu 90 dB bei 120 Hz. Er arbeitet mit einer Hauptversorgungsspannung von 1,8 V und einer LED-Treiberspannung von 3,1 V bis 5,5 V. Der Baustein bietet vollständig autonome Unterstützung sowohl für I2C- als auch für SPI-kompatible Schnittstellen. Der MAX86177 ist in einem 7 × 4,28-Ball-Wafer-Level-Package (WLP) mit Abmessungen von 2,83 mm × 1,89 mm erhältlich und arbeitet im Temperaturbereich von -40 ºC bis +85 ºC. Im Labor getestete Muster dieses AFE wiesen einen mittleren quadratischen Gesamtfehler für die Hypoxiemessung von 3,12 Prozent auf, was deutlich unter dem von der FDA festgelegten Grenzwert von 3,5 Prozent für Monitoring-Geräte für den klinischen Einsatz liegt.

60 Prozent weniger Strom

Die Designlösung zeigt, dass eine vierkanalige ADC-Architektur im Vergleich zur Basisarchitektur mit einer einzigen LED und einer Photodiode Stromeinsparungen von bis zu 60 Prozent ermöglichen kann. Die Vier-Kanal-Architektur des MAX86177 in einem kleinen Gehäuse ist ideal für den Einsatz am Finger, am Handgelenk oder auch im Ohr getragenen Wearables zur Messung von Herzfrequenz und SpO2 mit klinischer Genauigkeit. Die Medizintechnikkomponente kann zudem zur Messung der Körperhydration, der Sauerstoffsättigung von Muskeln und Gewebe (SmO₂ und StO₂) sowie des maximalen Sauerstoffverbrauchs (VO₂max) verwendet werden.