專利名稱：減少脈搏血氧計系統(tǒng)功耗的方法和脈搏血氧計系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本公開大體上涉及脈搏血氧計(pulse oximeter)。更特別地，本公開涉及用于減少脈搏血氧計中，尤其是電池操作的脈搏血氧計傳感器中的功耗的技術(shù)。這里脈搏血氧計傳感器指提供有光學部件(即，發(fā)光元件和一個或多個光電探測器)的脈搏血氧計單元，這些光學部件用于收集(光)體積描記信號數(shù)據(jù)。該傳感器可是單個元件或包括基本單元和單獨的光學單元，該光學單元可附連到受檢者并且連接到該基本單元。
背景技術(shù)：
脈搏血氧計是用于測量動脈血液中的氧飽和度(Sp02)的完善技術(shù)。Sp02是重要參數(shù)，現(xiàn)時常常叫做第四生命指征，其涉及到周邊組織和器官的氧供應(yīng)的足夠度。脈搏血氧計提供動脈氧合作用的瞬時活體測量，并且由此提供例如動脈血氧不足的早期警告。脈搏血氧計還顯示光體積描記(PPG)脈搏波形，其可以與在測量地點(典型地在手指或耳朵中) 的組織血液容量和血液流量(即，血液循環(huán))有關(guān)。目前，對于開發(fā)用于各種醫(yī)學應(yīng)用的便攜和可佩戴的醫(yī)學傳感器有不斷增加的興趣，其允許受檢者自由移動并且從而還允許受檢者的遠程監(jiān)視。無線體域網(wǎng)(WBAN)指短程射頻通信技術(shù)，其尤其適合在不同的患者佩戴的裝置之間傳送測量數(shù)據(jù)。在典型設(shè)置中，多個極小的電池操作的傳感器(例如，在胸部上的ECG貼片和手指上的Sp02夾子)發(fā)送測量數(shù)據(jù)給患者佩戴的中央單元。該中央單元可是單獨的小型監(jiān)測器，其包括顯示器以及甚至包括警報功能性。該中央單元還可使用建筑物范圍的射頻通信技術(shù)(例如WiFi等)傳送測量數(shù)據(jù)和分析結(jié)果給醫(yī)院范圍的網(wǎng)絡(luò)。盡管WBAN技術(shù)仍然處于它的初期，預期WBAN應(yīng)用在不久的將來大大增加。低功耗是WBAN傳感器的必要先決條件，并且一般是所有可佩戴或植入傳感器的必要先決條件。關(guān)于脈搏血氧計，功耗主要由于光源(LED)的功率需求引起，這些光源 (LED)通常以高速率連續(xù)驅(qū)動。因此，已經(jīng)開發(fā)用于減少LED的功耗的技術(shù)。這些技術(shù)基于 LED脈沖的振幅和/或?qū)挾鹊臏p少，由此來減少脈沖的能量。然而，因為信噪比不能降低到低于某個閾值水平(其可在不同的測量環(huán)境中變化)，因此該減少通常伴隨有噪聲測量，使得信噪比不降得太低。在現(xiàn)代的先進功率減少技術(shù)已經(jīng)投入使用后，脈搏血氧計傳感器的功耗仍然在 20mff附近。在小型手指夾子類型的脈搏血氧計傳感器中，適合的電池可以是例如LR44紐扣電池。這樣的電池的電壓是1.5V并且容量是150mAh，S卩220mWh。即，該電池利用上文提到的功耗提供大約10小時的操作時間。因此，電池必須相當頻繁地更換，其不僅是煩擾的而且還可引起測量的中斷(尤其在護理人員不能一直有空來更換電池的環(huán)境中)。在基于所謂的壓縮感測的脈搏血氧計傳感器中已經(jīng)報道了更低的功耗。在這些傳感器中，體積描記信號數(shù)據(jù)以低采樣率(即，LED閃爍速率)采集，其低于奈奎斯特速率。然而，這增加重建信號需要的信號處理的復雜性。此外，采樣率低于奈奎斯特速率越多，重建信號需要的信號序列越長。因此，測量減緩并且沒有對每個心動周期獲得Sp02值。此外，基于欠奈奎斯特采樣的重建算法一直基于關(guān)于信號和噪聲的振幅以及頻率含量的假設(shè)。因此，如果信噪比降得太低，這類重建算法變得不可靠。盡管脈搏血氧計傳感器的功耗主要由于LED的功率需求引起，數(shù)據(jù)傳輸也可消耗功率預算的相當大的部分(至少例如如果由于沖突而頻繁地要求重新傳送的話)。一般認為體域網(wǎng)中的每個傳感器獨立地采樣并且發(fā)出數(shù)據(jù)。然而，實踐中，使數(shù)據(jù)傳輸同步以便最小化沖突的數(shù)目是有益的。為了該目的，實現(xiàn)返回數(shù)據(jù)通路。因此，雙路通信和同步機制在體域網(wǎng)中存在。數(shù)據(jù)典型地在具有50至1000ms的典型間隔的猝發(fā)中發(fā)送?？紤]功耗，增加分組大小，由此減少要傳送的開銷信息的相對量是有益的。在具有相對高數(shù)據(jù)率的信號的情況下，數(shù)據(jù)分組間隔通常本質(zhì)上是短的。例如，對于ECG測量，大約50ms的分組間隔是適當?shù)?，而溫度測量數(shù)據(jù)不需要比大約每秒一次更頻繁地傳送。關(guān)于脈搏血氧計，要傳送的數(shù)據(jù)量通常相當小并且從而數(shù)據(jù)分組之間的間隔可是相當長的。此外，脈搏血氧計的發(fā)展帶來新的應(yīng)用和更高的性能。然而，新的特征和更高性能的引入的必要先決條件是脈搏血氧計中增加數(shù)目的光源。當需要從傳感器得到電池可操作性時，在這些新的多波長脈搏血氧計中功耗問題因此甚至更必不可少。因此，為了提高電池操作的脈搏血氧計傳感器的操作時間和連續(xù)并且長期的監(jiān)測的流暢程度，提供消耗更少功率而不損害實際測量的質(zhì)量和迅速性并且不增加采集的體積描記信號數(shù)據(jù)的處理的復雜性的脈搏血氧計傳感器，這是可取的?？紤]到朝體域網(wǎng)發(fā)展的趨勢，如果脈搏血氧計傳感器的功耗可以不僅在LED操作方面而且在數(shù)據(jù)傳輸方面減少， 這也將是有益的。

發(fā)明內(nèi)容
上文提到的問題在本文解決，其將從下列說明書理解。為了減少脈搏血氧計傳感器的功耗，估計體積描記波形的收縮上升(systolic rise)的時刻，并且向發(fā)光元件供能使得僅從包括收縮上升的有限波形段收集體積描記信號數(shù)據(jù)。體積描記波形的這些段攜帶 Sp02測量需要的所有信息，并且Sp02值從而可僅從這些波形段得到。體積描記波形在這里指在特定波長獲得的信號波形，并且從而需要至少兩個波形(波長)來獲得Sp02值。盡管 Sp02是要從收集的光體積描記數(shù)據(jù)得到的血液參數(shù)的典型示例，原則上可確定任何血液參數(shù)，收集的信號段提供該血液參數(shù)的足夠的輸入數(shù)據(jù)。一個這樣的血液參數(shù)可是血紅蛋白 (Hb)。然而，因為Sp02是由脈搏血氧計確定的普遍血液參數(shù)，Sp02在該上下文中用作要確定的血液參數(shù)的示例。在實施例中，用于基于光體積描記數(shù)據(jù)確定受檢者的血液特性的方法包括估計在受檢者的至少一個體積描記波形中的收縮上升的時刻，根據(jù)這些估計的時刻控制傳感器的發(fā)光元件，由此在這些收縮上升期間從該受檢者的多個體積描記波形收集信號樣本，并且基于在這些收縮上升期間收集的這些信號樣本限定至少一個期望的血液參數(shù)。在另一個實施例中，用于基于光體積描記數(shù)據(jù)確定受檢者的血液特性的脈搏血氧計系統(tǒng)包括傳感器，其包括發(fā)光元件；和第一同步單元，其配置成估計在受檢者的至少一個體積描記波形中的收縮上升的時刻。該脈搏血氧計系統(tǒng)進一步包括第二同步單元，其配置成根據(jù)這些估計的時刻控制這些發(fā)光元件，由此在這些收縮上升期間從該受檢者的多個體積描記波形收集信號樣本；以及計算單元，其配置成基于在這些收縮上升期間收集的這些信號樣本限定至少一個期望的血液參數(shù)。在再另一個實施例中，用于收集體積描記數(shù)據(jù)的脈搏血氧計傳感器包括發(fā)光元件和同步單元，其配置成接收指示在受檢者的體積描記波形中的收縮上升的時刻的時序信息，并且根據(jù)這些時刻控制這些發(fā)光元件，由此在這些收縮上升期間從這些體積描記波形收集信號樣本。將通過下列詳細說明和附圖使本發(fā)明的各種其他特征、目標和優(yōu)勢對于本領(lǐng)域內(nèi)技術(shù)人員明顯。


圖1圖示具有減少的功耗的脈搏血氧計系統(tǒng)的一個實施例；
圖2是圖示用于收集體積描記數(shù)據(jù)的一個實施例的流程圖3圖示關(guān)于體積描記波形信號的LED猝發(fā)的時序；
圖4圖示圖3的LED猝發(fā)的示例；
圖5圖示從體積描記波形信號的收縮上升獲得的樣本；
圖6至8圖示用于維持體積描記波形和LED脈沖之間同步的一個實施例；
圖9至11圖示用于維持體積描記波形和LED脈沖之間同步的另一個實施例；
圖12圖示用于基于在一個心動周期期間獲得的樣本計算Sp02值的一個實施例
圖13圖示脈搏血氧計的校準曲線；
圖14圖示單裝置脈搏血氧計系統(tǒng)；
圖15圖示用于計算Sp02值的另一個實施例；
圖16圖示提供有脈搏血氧計的體域網(wǎng)；
圖17圖示脈搏血氧計系統(tǒng)的功能實體的示例；以及
圖18圖示脈搏血氧計系統(tǒng)在LED同步方面的功能實體的示例。
具體實施例方式圖1圖示低功率脈搏血氧計系統(tǒng)的一個實施例。該系統(tǒng)包括可貼附到受檢者的智能傳感器100和適應(yīng)于與該智能傳感器通信的中央單元107。該智能傳感器通常包括兩個或更多例如LED等發(fā)光元件，以及至少一個光電探測器103。這里假設(shè)該智能傳感器包括兩個LED102，每個發(fā)射處于指定波長的光。廣泛使用的波長值是660nm(紅)和940nm(紅外)。由LED發(fā)射并且傳播通過(或從其反射)組織(例如手指108等)的光由該光電探測器103接收，該光電探測器103將在每個波長接收的光學信號轉(zhuǎn)換成電信號。智能傳感器進一步包括例如微控制器等控制單元101，其通過LED控制接口 104 控制LED ；以及A/D轉(zhuǎn)換器105，其將從光電探測器獲得的電信號轉(zhuǎn)換成數(shù)字化的格式。該控制單元從該A/D轉(zhuǎn)換器接收(光)體積描記信號數(shù)據(jù)，并且在光電探測器和該控制單元之間還可有放大器。該控制單元連接到射頻接口 106，其用于傳送體積描記信號數(shù)據(jù)到中央單元107并且用于從中央單元107接收數(shù)據(jù)。從而，這里假設(shè)在智能傳感器和中央單元之間存在雙向通信鏈路109。為了控制LED，控制單元101提供有LED控制算法110，其配置成當由控制單元執(zhí)行時通過LED控制接口 104控制這些LED 102。中央單元107提供有LED控制算法111，其與算法110合作，并且提供有Sp02計算算法112。算法110和111操控LED操作與體積描記波形的同步，并且Sp02計算算法112配置成確定Sp02值。在脈搏血氧計系統(tǒng)的各種實施例中，體積描記信號數(shù)據(jù)僅在包括體積描記波形的收縮上升的某些波形段期間收集。因此，在數(shù)據(jù)的記錄期間，LED可僅在所述段期間接通。然而，在系統(tǒng)的一些實施例中，LED還可用于使數(shù)據(jù)收集與收縮上升同步。LED控制算法110的功能性取決于同步機制和同步功能性如何在傳感器和中央單元之間、即在算法110和111 之間劃分。在實踐中，圖1的智能傳感器可分成兩個不同的單元包括常規(guī)傳感器的光學部件(即LED102和光電探測器10 的傳感器113，以及包括智能傳感器100的非光學部件的基本單元。可貼附到受檢者的傳感器113可通過短電纜連接到基本單元。這樣，智能傳感器可在一次性單元(即，傳感器11 和具有更長耐久性的單元(即，基本單元)之間劃分。圖2圖示在圖1的智能傳感器中收集體積描記信號數(shù)據(jù)的方法的一個實施例。在開始實際Sp02測量之前，在至少一個心動周期期間記錄至少一個體積描記波形信號，由此檢測所述周期中的收縮上升(步驟21)。該最初檢測步驟可通過以正常高速率接通一個或多個LED持續(xù)給定時段，由此在至少一個波長在至少一個心動周期期間獲得體積描記波形數(shù)據(jù)而實行。每個收縮上升的時刻然后可例如通過找出每個周期內(nèi)的最大導數(shù)而確定。該最大導數(shù)大致上對應(yīng)于收縮上升的中點。這里的時刻指的是指示收縮上升什么時候在體積描記波形中出現(xiàn)的任何一個或多個時間值。收縮上升的時刻還可通過確定其中出現(xiàn)該上升的時期而確定。這里要注意到因為一個波形足夠確定收縮上升的時刻，最初的檢測步驟21 典型地僅在一個波長實行，但實際數(shù)據(jù)收集典型地在所有波長實行。當實行最初的檢測步驟21時，可開始實際數(shù)據(jù)收集?；谠诓襟E21確定的時刻， 在步驟22確定/預測下一個收縮上升的時刻，并且接通LED使得LED脈沖命中波形的收縮上升(步驟2 。然后重復步驟22和23來僅從收縮上升或從包括收縮上升的波形段收集體積描記信號數(shù)據(jù)。該體積描記數(shù)據(jù)從而僅從(光)體積描記信號的特定部分、即從包括收縮上升的波形段收集。圖3圖示步驟22和23的數(shù)據(jù)收集過程的一個實施例。該圖示出在三個連續(xù)心動周期期間的體積描記信號的典型波形30。每個周期包括收縮期和隨后的舒張期，其產(chǎn)生于心臟的泵浦操作。該收縮期由當心臟收縮時產(chǎn)生的收縮上升31構(gòu)成。考慮到一個心動周期的長度通常是大約1Hz，收縮上升的長度是大約100ms，而舒張期的長度是大約900ms。當心率變化時，收縮上升的長度不顯著改變。相反，心率變化反映在舒張期的長度中，并且從而當心率變化時主要是舒張期變化。在體積描記數(shù)據(jù)的收集期間，接通LED使得光猝發(fā)32 命中每個體積描記波形的每個收縮上升。在圖3中，假設(shè)光猝發(fā)32包括七個連續(xù)測量時隙，傳感器的LED在這些時隙中點亮。圖4示出在圖3中圈出的一個光猝發(fā)32的示例。在該示例中，七個測量時隙中的每個包括兩個連續(xù)脈沖41、42，一個脈沖是紅色脈沖而另一個是紅外脈沖。每個LED脈沖的寬度典型地在20和100微秒之間，而兩個連續(xù)脈沖之間的長度Tl可在例如100和200微秒之間。一個測量時隙的長度T2典型地從2. 5至10毫秒。在一個光猝發(fā)內(nèi)的測量時隙，即紅-紅外脈沖對的數(shù)目典型地從7變化到10。這里假設(shè)對每個收縮上升產(chǎn)生七個脈沖對， 如在圖3和4中示出的(其中收縮上升一般指兩個波長的收縮上升)。
圖5圖示在每個波長的信號的一個收縮上升31期間獲得的七個樣本A1至~。為了從收縮上升獲得這些樣本，LED的控制必須保持與收縮上升同步。為此，可使用不同的同步機制。這里假設(shè)最初收縮上升與連同圖2的步驟21論述那樣相似地檢測。圖6至8圖示一個同步維持機制，其中基于從每個收縮上升在每個波長獲得的七個信號計算六個差值A(chǔ)n+1-An(n= 1，...，6)。控制單元(或中央單元)計算該六個差值并且比較它們的相互大小。如果正中的差值是最大的，如在圖8中的情況，光猝發(fā)處于關(guān)于信號波形的適當?shù)臅r間位置。如果最小差值在光猝發(fā)的結(jié)尾獲得，猝發(fā)太遲并且猝發(fā)之間的時期應(yīng)該縮短。該情況在圖6中圖示。如果最小差值在光猝發(fā)的開始獲得，猝發(fā)太早并且猝發(fā)之間的時期應(yīng)該延長。該情況在圖7中圖示。通過采用上文描述的方式檢查差值，控制單元(或中央單元)可調(diào)節(jié)光猝發(fā)之間的時間段并且保持光猝發(fā)與信號波形同步， 使得光猝發(fā)盡可能準確地命中體積描記波形的收縮上升。圖9至11圖示用于維持光猝發(fā)和體積描記波形之間的同步的另一個實施例。在該實施例中，控制LED中的一個以恰好在預期收縮上升開始之前開始發(fā)送測試脈沖對。從每個測試脈沖對得到差值來檢測信號中收縮上升的開始。圖9圖示期間發(fā)送測試脈沖對的測試期91，而圖10圖示三個連續(xù)測試脈沖對115。兩個連續(xù)測試脈沖對之間的間隔T3可例如是大約30毫秒。圖11示出從這些測試脈沖對獲得的差值的示例。在該示例中，第三測試脈沖對產(chǎn)生正值116并且從而可在該時刻觸發(fā)光猝發(fā)32的發(fā)送。在每個心動周期中發(fā)送這些測試脈沖對來檢測每個周期內(nèi)收縮上升的開始。為了維持同步，最初的檢測步驟21還可包括基于在對應(yīng)的多個心動周期期間確定的多個時刻產(chǎn)生和初始化自回歸模型。在步驟22中，然后可基于在前時刻或時間差預測收縮上升的下一個時刻，即每個心動周期可輸入新的參數(shù)給模型。在上文的實施例中，基于LED脈沖與其同步的相同信號獲得并且維持同步。同步信號，即LED控制數(shù)據(jù)可在智能傳感器或在中央單元中產(chǎn)生。如果在中央單元中產(chǎn)生同步信號，智能傳感器可發(fā)送信號樣本或差值給中央單元，并且中央單元然后可確定LED猝發(fā)的時刻并且通過通信鏈路109控制LED?；谄邆€樣本(或相應(yīng)的六個差值)，可確定Sp02值。因為監(jiān)視通常在中央單元實行，該確定可在中央單元中實行(算法112)。圖12圖示用于計算Sp02值的一個實施例， 其基于線性回歸。在圖12的示例中，紅外差分DAired用作說明變量，并且紅色差分DAral用作因變量(其中DA = An+1-An)。線性回歸擬合用于找出經(jīng)過原點的最佳擬合線120。該線的斜率代表已知的脈搏血氧計比例R。如已知的，脈搏血氧計使用在圖13中示出的經(jīng)驗確定的校準曲線f來將R值轉(zhuǎn)變成Sp02百分比(Sp02 = f(R))。因此，Sp02值通過確定最佳擬合線120的斜率并且使用該校準曲線f來將斜率值轉(zhuǎn)變成Sp02百分比而獲得。這樣，對每個心動周期獲得Sp02值。取決于實現(xiàn)，差值DA可在智能傳感器或在中央單元中計算。如果在差值在智能傳感器中計算，傳感器可維持與體積描記波形的同步而沒有中央單元的輔助。然而，中央單元還可發(fā)送時序信息給智能傳感器。不管如何實現(xiàn)同步，Sp02值的確定通常在中央單元107 中實行(算法112)。在圖1的實施例中，脈搏血氧計系統(tǒng)包括智能傳感器100和單獨的中央單元107， 其中該智能傳感器可是單個單元或在提供有該智能傳感器的光學部件的傳感器和提供有該智能傳感器的非光學器件的基本單元之間劃分。圖14圖示脈搏血氧計系統(tǒng)的另一個實施例，其中所有部件集成進入單個裝置140。該裝置包括與圖1的實施例相同的元件，除了現(xiàn)在省略RF接口并且該裝置提供有完整的LED控制和Sp02算法(分別是141和112)，因為該裝置確定Sp02值而沒有外部單元的幫助。使用與在圖1中類似的標號來指示類似的部件。代替RF接口，該裝置現(xiàn)在提供有用于操作該裝置的有限用戶界面142。該用戶界面包括小型低功率顯示器單元143?？刂茊卧刂圃擄@示器來在該顯示器的屏幕上呈現(xiàn)Sp02 值。圖14的該裝置可用作抽樣檢查器(spot-checker)，其可以例如攜帶在口袋中。低功耗是這樣的便攜裝置的必不可少的特征，并且從而該裝置受益于上文描述的LED同步機制。Sp02值還可通過使從收縮上升獲得的值經(jīng)受傅立葉變換在頻域中計算。連續(xù)地排列這些值，即省略波形中的間隙，并且該變換對每個波長、或至少對紅色和紅外波長進行。 然后找出紅色和紅外光譜中對應(yīng)于收縮上升時間的譜峰。比例R的數(shù)值可通過方程R = sqrt (PSD (ACred/DCred) /PSD (ACired/DCired))獲得，其中 sqrt 指平方根，并且 PSD (ACred/DCred) 是對應(yīng)于收縮上升時間的紅色譜峰，并且PSD(ACired/DCiral)是對應(yīng)于收縮上升時間的紅外譜峰。然后通過確定對應(yīng)于R值的Sp02百分比通過校準曲線f獲得Sp02值。在另一個實施例中，從收縮上升獲得的值不簡單地如上文依次排列，而每秒收縮上升在連續(xù)排列樣本之前轉(zhuǎn)換成它的鏡像。獲得的信號序列在圖15中圖示。使每秒收縮上升的樣本成鏡像便于干擾的檢測和去除，這些干擾例如是由采樣與收縮上升的非理想同步引起的呼吸調(diào)制和基準波動等。該信號序列供應(yīng)給傅立葉變換并且如上文論述那樣計算 Sp02值。代替將每秒收縮上升轉(zhuǎn)換成它的鏡像，每個收縮上升的樣本可以使用兩次首先按正確順序然后按倒轉(zhuǎn)順序，或反之亦然。這典型地在中央單元中實行，使得智能傳感器可以好像沒有做出數(shù)據(jù)點的加倍一樣來操作。同步還可從受檢者測量的ECG信號獲得。圖16圖示示例，其中公共中央單元160 從脈搏血氧計傳感器100接收體積描記信號數(shù)據(jù)并且從ECG傳感器161接收ECG信號數(shù)據(jù)。 在該示例中，可通過ECG信號的R峰實行同步。最初，LED可以正常高速率接通，由此在至少一個心動周期期間獲得體積描記波形?；谠摂?shù)據(jù)和從ECG傳感器測量的ECG信號數(shù)據(jù)， 中央單元160可例如通過測量R峰的時刻和PPG波形的最大導數(shù)的時刻并且然后從獲得的 PPG時間減去獲得的ECG峰值時間而測量脈搏傳播時間(PTT)。當Sp02測量開始時，中央單元可首先從接收的ECG信號數(shù)據(jù)檢測R峰，測量PTT，并且根據(jù)每個R峰的時刻和測量的 PTT值產(chǎn)生同步信號。因為ECG傳感器典型地頻繁發(fā)送ECG信號數(shù)據(jù)，例如每隔50毫秒等， 并且因為PTT大于ECG分組之間的間隔，在體域網(wǎng)中實現(xiàn)血氧數(shù)據(jù)采樣的直接觸發(fā)是可能的。即，中央單元可基于R峰時間和PTT限定LED猝發(fā)時間，并且在對應(yīng)于R峰的收縮上升出現(xiàn)在體積描記波形中之前發(fā)送時序信息給智能傳感器。每當心率變動性(HRV)大時，基于ECG的同步是特別有益的。例如當患者患心房顫動是就是如此。在該情況下，下一個收縮上升的準確預測單獨基于體積描記信號是不可能的，因為R-R期在一個心搏與另一心搏之間隨機變化。然而，甚至在大HRV的情況下，PTT仍然相對恒定。這意味LED猝發(fā)的時序可以基于R峰的時間對每個心搏準確地調(diào)節(jié)。在基于ECG的同步的一個實施例中，不需要確定PTT。相反，在檢測每個R峰后使 LED脈動(以正常高速率)給定時間段。該時間段足夠長，例如200ms等，能覆蓋對應(yīng)于每個R峰的收縮上升。從而，在該實施例中，收縮上升的時刻的粗糙估計僅基于R峰實行，即完全沒有體積描記數(shù)據(jù)。這不如測量PTT和調(diào)節(jié)個體患者的LED猝發(fā)時間和持續(xù)時間一樣高效。然而，甚至該恒定持續(xù)時間的LED猝發(fā)與連續(xù)采樣相比提供可觀的功率節(jié)省。圖17圖示脈搏血氧計系統(tǒng)的功能實體的示例。同步操作可分成兩個操作實體第一同步單元171，其配置成估計體積描記波形的重要時刻，即LED激活的時刻；以及第二同步單元172，其配置成相應(yīng)地控制LED。該系統(tǒng)進一步包括計算單元173，其基于輸入信號樣本計算血液參數(shù)值，典型地Sp02值。除了采樣的信號，第一同步單元171可接收各種另外的信息，其可用于產(chǎn)生時序信息(LED控制數(shù)據(jù))。該輸入信息可包括例如ECG信號數(shù)據(jù)， 其允許計算脈搏傳播時間值的。該脈搏傳播時間可定期確定，由此保持光猝發(fā)與波形同步 (即使PPT值改變)。在一個實施例中，第一同步單元可僅使用ECG數(shù)據(jù)。在另一個實施例中，第一和第二同步單元產(chǎn)生用于收縮上升的時刻的估計的自回歸模型。在一個實施例中，圖17的所有實體可在中央單元中，而在另一個實施例中所有實體可在智能傳感器中。后一個實施例關(guān)注上文描述的抽樣檢查器，其中獲得血液參數(shù)讀數(shù)(典型地Sp02讀數(shù))所必需的所有部件集成進入單個便攜裝置。在其他實施例中，第二同步單元以及可能地還有第一同步單元可在智能傳感器中。如果第二同步單元在智能傳感器中，它可從中央單元接收時序信息，該時序信息指示LED激活時刻。圖18圖示第一同步單元171的功能實體的示例。在最初檢測階段中，信號樣本供應(yīng)給時序控制單元183，其確定第一光猝發(fā)的最初時序信息并且供應(yīng)該時序信息給第二同步單元172。當開始實際測量時，差分單元181確定差值，并且時序調(diào)節(jié)單元182比較這些差值并且根據(jù)連續(xù)差值的相互大小調(diào)節(jié)光猝發(fā)的時序。在實際測量期間，時序控制數(shù)據(jù)也可從時序控制單元183發(fā)送到時序調(diào)節(jié)單元。在測量期間，可實行與最初同步相似的再同步過程來維持同步。在脈搏血氧計系統(tǒng)的一個實施例中，差分單元181和時序調(diào)節(jié)單元182 可在智能傳感器中，并且時序控制單元183在中央單元中。時序控制單元可接收用于LED 的同步的ECG信號數(shù)據(jù)。要注意到圖17和18圖示在邏輯意義上并且鑒于LED同步的傳感器系統(tǒng)的功能性的劃分。在真實設(shè)備中，功能性可在脈搏血氧計的元件或單元之間采用不同的方式分布。 即，脈搏血氧計系統(tǒng)可僅在邏輯層次包括上文的功能單元。此外，除Sp02的確定外或代替該確定，收集的光體積描記數(shù)據(jù)可用于確定任何血液參數(shù)，包含收縮上升的信號段提供該血液參數(shù)的足夠的輸入數(shù)據(jù)。該書面說明使用示例來公開本發(fā)明，其包括最佳模式，并且還使本領(lǐng)域內(nèi)技術(shù)人員能夠做出和使用本發(fā)明。本發(fā)明的專利范圍由權(quán)利要求限定，并且可包括本領(lǐng)域內(nèi)技術(shù)人員想到的其他示例。這樣的其他示例如果它們具有不與權(quán)利要求的書面語言不同的結(jié)構(gòu)或操作元件，或者如果它們具有與權(quán)利要求的書面語言無實質(zhì)區(qū)別的結(jié)構(gòu)或操作元件則規(guī)定在權(quán)利要求的范圍內(nèi)。部件列表
權(quán)利要求
1.一種用于基于光體積描記數(shù)據(jù)確定受檢者的血液特性的方法，所述方法包括 估計在受檢者的至少一個體積描記波形中的收縮上升的時刻；根據(jù)這些估計的時刻控制傳感器的發(fā)光元件，由此在這些收縮上升期間從所述受檢者的多個體積描記波形收集信號樣本；以及基于在所述收縮上升期間收集的所述信號樣本限定至少一個期望的血液參數(shù)。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述估計包括在至少一個心動周期期間收集體積描記信號數(shù)據(jù)的序列；從所述至少一個心動周期中的每個確定收縮上升的時刻，由此獲得至少一個時刻；以及基于所述至少一個時刻估計所述收縮上升的時刻， 其中對一個體積描記波形進行所述收集、確定和估計。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，進一步包括確定從一個收縮上升獲得的連續(xù)信號樣本的差值，其中對所述多個體積描記波形中的至少一個進行所述確定；以及根據(jù)所述差值調(diào)節(jié)所估計的時刻。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述限定包括對在所述收縮上升期間從所述多個體積描記波形中的至少兩個收集的信號樣本應(yīng)用傅立葉變換。
5.一種用于確定受檢者的血液特性的脈搏血氧計系統(tǒng)，所述脈搏血氧計系統(tǒng)包括 傳感器，其包括發(fā)光元件；第一同步單元，其配置成估計在受檢者的至少一個體積描記波形中的收縮上升的時刻；第二同步單元，其配置成根據(jù)所估計的時刻控制所述發(fā)光元件，由此在所述收縮上升期間從所述受檢者的多個體積描記波形收集信號樣本；以及計算單元，其配置成基于在所述收縮上升期間收集的信號樣本限定至少一個期望的血液參數(shù)。
6.如權(quán)利要求5所述的脈搏血氧計系統(tǒng)，其中所述第一同步單元配置成對所述至少一個體積描記波形中的一個在至少一個心動周期期間收集體積描記信號數(shù)據(jù)的序列；從所述至少一個心動周期中的每個確定收縮上升的時刻，由此獲得至少一個時刻；以及基于所述至少一個時刻估計所述收縮上升的時刻。
7.如權(quán)利要求5所述的脈搏血氧計系統(tǒng)，其中所述第一同步單元進一步配置成對所述多個體積描記波形中的至少一個，確定從一個收縮上升獲得的連續(xù)信號樣本的差值；以及基于所述差值調(diào)節(jié)所估計的時刻。
8.如權(quán)利要求5所述的脈搏血氧計系統(tǒng)，其中所述計算單元配置成對在所述收縮上升期間從所述多個體積描記波形中的至少兩個收集的信號樣本應(yīng)用傅立葉變換。
9.一種用于收集體積描記數(shù)據(jù)的脈搏血氧計傳感器，所述脈搏血氧計傳感器包括 發(fā)光元件；以及同步單元，其配置成接收指示在受檢者的體積描記波形中的收縮上升的時刻的時序信息，并且根據(jù)所述時刻控制所述發(fā)光元件，由此在所述收縮上升期間從所述體積描記波形收集信號樣本。
10.如權(quán)利要求9所述的脈搏血氧計傳感器，進一步包括另一同步單元，其配置成估計在所述體積描記波形的至少一個中的收縮上升的時刻。
全文摘要
本發(fā)明涉及減少脈搏血氧計系統(tǒng)功耗的方法和脈搏血氧計系統(tǒng)。公開用于確定受檢者的血液特性的方法和脈搏血氧計系統(tǒng)。還公開用于收集體積描記數(shù)據(jù)的脈搏血氧計傳感器。為了減少功耗，在受檢者的至少一個體積描記波形中估計收縮上升的時刻，并且根據(jù)這些估計的時刻控制傳感器的發(fā)光元件，由此在這些收縮上升期間從該受檢者的多個體積描記波形收集信號樣本。然后基于在這些收縮上升期間收集的這些信號樣本限定期望的血液參數(shù)，典型地是氧飽和度。
文檔編號A61B5/1455GK102440786SQ201110268660
公開日2012年5月9日 申請日期2011年8月31日 優(yōu)先權(quán)日2010年8月31日
發(fā)明者J·維爾塔寧, M·赫伊庫 申請人:通用電氣公司