專利名稱：減少脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)功耗的方法和脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本公開(kāi)大體上涉及脈搏血氧計(jì)(pulse oximeter)。更特別地，本公開(kāi)涉及用于減少脈搏血氧計(jì)中，尤其是電池操作的脈搏血氧計(jì)傳感器中的功耗的技術(shù)。這里脈搏血氧計(jì)傳感器指提供有光學(xué)部件(即，發(fā)光元件和一個(gè)或多個(gè)光電探測(cè)器)的脈搏血氧計(jì)單元，這些光學(xué)部件用于收集(光)體積描記信號(hào)數(shù)據(jù)。該傳感器可是單個(gè)元件或包括基本單元和單獨(dú)的光學(xué)單元，該光學(xué)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(jì)是用于測(cè)量動(dòng)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(shí)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(jì)提供動(dòng)脈氧合作用的瞬時(shí)活體測(cè)量，并且由此提供例如動(dòng)脈血氧不足的早期警告。脈搏血氧計(jì)還顯示光體積描記(PPG)脈搏波形，其可以與在測(cè)量地點(diǎn)(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(duì)于開(kāi)發(fā)用于各種醫(yī)學(xué)應(yīng)用的便攜和可佩戴的醫(yī)學(xué)傳感器有不斷增加的興趣，其允許受檢者自由移動(dòng)并且從而還允許受檢者的遠(yuǎn)程監(jiān)視。無(wú)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(cè)量數(shù)據(jù)。在典型設(shè)置中，多個(gè)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(cè)量數(shù)據(jù)給患者佩戴的中央單元。該中央單元可是單獨(dú)的小型監(jiān)測(cè)器，其包括顯示器以及甚至包括警報(bào)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(cè)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(yù)期WBAN應(yīng)用在不久的將來(lái)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(jì)，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(dòng)。因此，已經(jīng)開(kāi)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(lái)減少脈沖的能量。然而，因?yàn)樾旁氡炔荒芙档偷降陀谀硞€(gè)閾值水平(其可在不同的測(cè)量環(huán)境中變化)，因此該減少通常伴隨有噪聲測(cè)量，使得信噪比不降得太低。在現(xiàn)代的先進(jìn)功率減少技術(shù)已經(jīng)投入使用后，脈搏血氧計(jì)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(jì)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(shí)的操作時(shí)間。因此，電池必須相當(dāng)頻繁地更換，其不僅是煩擾的而且還可引起測(cè)量的中斷(尤其在護(hù)理人員不能一直有空來(lái)更換電池的環(huán)境中)。在基于所謂的壓縮感測(cè)的脈搏血氧計(jì)傳感器中已經(jīng)報(bào)道了更低的功耗。在這些傳感器中，體積描記信號(hào)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(hào)需要的信號(hào)處理的復(fù)雜性。此外，采樣率低于奈奎斯特速率越多，重建信號(hào)需要的信號(hào)序列越長(zhǎng)。因此，測(cè)量減緩并且沒(méi)有對(duì)每個(gè)心動(dòng)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(hào)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(jì)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(yù)算的相當(dāng)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(rèn)為體域網(wǎng)中的每個(gè)傳感器獨(dú)立地采樣并且發(fā)出數(shù)據(jù)。然而，實(shí)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(shí)現(xiàn)返回?cái)?shù)據(jù)通路。因此，雙路通信和同步機(jī)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(kāi)銷信息的相對(duì)量是有益的。在具有相對(duì)高數(shù)據(jù)率的信號(hào)的情況下，數(shù)據(jù)分組間隔通常本質(zhì)上是短的。例如，對(duì)于ECG測(cè)量，大約50ms的分組間隔是適當(dāng)?shù)?，而溫度測(cè)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(jì)，要傳送的數(shù)據(jù)量通常相當(dāng)小并且從而數(shù)據(jù)分組之間的間隔可是相當(dāng)長(zhǎng)的。此外，脈搏血氧計(jì)的發(fā)展帶來(lái)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(jì)中增加數(shù)目的光源。當(dāng)需要從傳感器得到電池可操作性時(shí)，在這些新的多波長(zhǎng)脈搏血氧計(jì)中功耗問(wèn)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(jì)傳感器的操作時(shí)間和連續(xù)并且長(zhǎng)期的監(jiān)測(cè)的流暢程度，提供消耗更少功率而不損害實(shí)際測(cè)量的質(zhì)量和迅速性并且不增加采集的體積描記信號(hào)數(shù)據(jù)的處理的復(fù)雜性的脈搏血氧計(jì)傳感器，這是可取的?？紤]到朝體域網(wǎng)發(fā)展的趨勢(shì)，如果脈搏血氧計(jì)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(wèn)題在本文解決，其將從下列說(shuō)明書(shū)理解。為了減少脈搏血氧計(jì)傳感器的功耗，估計(jì)體積描記波形的收縮上升(systolic rise)的時(shí)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(hào)數(shù)據(jù)。體積描記波形的這些段攜帶 Sp02測(cè)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(zhǎng)獲得的信號(hào)波形，并且從而需要至少兩個(gè)波形(波長(zhǎng))來(lái)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(hào)段提供該血液參數(shù)的足夠的輸入數(shù)據(jù)。一個(gè)這樣的血液參數(shù)可是血紅蛋白 (Hb)。然而，因?yàn)镾p02是由脈搏血氧計(jì)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(shí)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(jì)在受檢者的至少一個(gè)體積描記波形中的收縮上升的時(shí)刻，根據(jù)這些估計(jì)的時(shí)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(gè)體積描記波形收集信號(hào)樣本，并且基于在這些收縮上升期間收集的這些信號(hào)樣本限定至少一個(gè)期望的血液參數(shù)。在另一個(gè)實(shí)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(jì)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(jì)在受檢者的至少一個(gè)體積描記波形中的收縮上升的時(shí)刻。該脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)進(jìn)一步包括第二同步單元，其配置成根據(jù)這些估計(jì)的時(shí)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(gè)體積描記波形收集信號(hào)樣本；以及計(jì)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(hào)樣本限定至少一個(gè)期望的血液參數(shù)。在再另一個(gè)實(shí)施例中，用于收集體積描記數(shù)據(jù)的脈搏血氧計(jì)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(shí)刻的時(shí)序信息，并且根據(jù)這些時(shí)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(hào)樣本。將通過(guò)下列詳細(xì)說(shuō)明和附圖使本發(fā)明的各種其他特征、目標(biāo)和優(yōu)勢(shì)對(duì)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(jì)系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例；
圖2是圖示用于收集體積描記數(shù)據(jù)的一個(gè)實(shí)施例的流程圖3圖示關(guān)于體積描記波形信號(hào)的LED猝發(fā)的時(shí)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(hào)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(gè)實(shí)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(gè)實(shí)施例；
圖12圖示用于基于在一個(gè)心動(dòng)周期期間獲得的樣本計(jì)算Sp02值的一個(gè)實(shí)施例
圖13圖示脈搏血氧計(jì)的校準(zhǔn)曲線；
圖14圖示單裝置脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)；
圖15圖示用于計(jì)算Sp02值的另一個(gè)實(shí)施例；
圖16圖示提供有脈搏血氧計(jì)的體域網(wǎng)；
圖17圖示脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)的功能實(shí)體的示例；以及
圖18圖示脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)在LED同步方面的功能實(shí)體的示例。
具體實(shí)施例方式圖1圖示低功率脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)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(gè)或更多例如LED等發(fā)光元件，以及至少一個(gè)光電探測(cè)器103。這里假設(shè)該智能傳感器包括兩個(gè)LED102，每個(gè)發(fā)射處于指定波長(zhǎng)的光。廣泛使用的波長(zhǎng)值是660nm(紅)和940nm(紅外)。由LED發(fā)射并且傳播通過(guò)(或從其反射)組織(例如手指108等)的光由該光電探測(cè)器103接收，該光電探測(cè)器103將在每個(gè)波長(zhǎng)接收的光學(xué)信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)。智能傳感器進(jìn)一步包括例如微控制器等控制單元101，其通過(guò)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(cè)器獲得的電信號(hào)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(hào)數(shù)據(jù)，并且在光電探測(cè)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(hào)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(dāng)由控制單元執(zhí)行時(shí)通過(guò)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(jì)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(jì)算算法112配置成確定Sp02值。在脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)的各種實(shí)施例中，體積描記信號(hào)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(shí)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(jī)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(shí)踐中，圖1的智能傳感器可分成兩個(gè)不同的單元包括常規(guī)傳感器的光學(xué)部件(即LED102和光電探測(cè)器10 的傳感器113，以及包括智能傳感器100的非光學(xué)部件的基本單元?？少N附到受檢者的傳感器113可通過(guò)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(zhǎng)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(hào)數(shù)據(jù)的方法的一個(gè)實(shí)施例。在開(kāi)始實(shí)際Sp02測(cè)量之前，在至少一個(gè)心動(dòng)周期期間記錄至少一個(gè)體積描記波形信號(hào)，由此檢測(cè)所述周期中的收縮上升(步驟21)。該最初檢測(cè)步驟可通過(guò)以正常高速率接通一個(gè)或多個(gè)LED持續(xù)給定時(shí)段，由此在至少一個(gè)波長(zhǎng)在至少一個(gè)心動(dòng)周期期間獲得體積描記波形數(shù)據(jù)而實(shí)行。每個(gè)收縮上升的時(shí)刻然后可例如通過(guò)找出每個(gè)周期內(nèi)的最大導(dǎo)數(shù)而確定。該最大導(dǎo)數(shù)大致上對(duì)應(yīng)于收縮上升的中點(diǎn)。這里的時(shí)刻指的是指示收縮上升什么時(shí)候在體積描記波形中出現(xiàn)的任何一個(gè)或多個(gè)時(shí)間值。收縮上升的時(shí)刻還可通過(guò)確定其中出現(xiàn)該上升的時(shí)期而確定。這里要注意到因?yàn)橐粋€(gè)波形足夠確定收縮上升的時(shí)刻，最初的檢測(cè)步驟21 典型地僅在一個(gè)波長(zhǎng)實(shí)行，但實(shí)際數(shù)據(jù)收集典型地在所有波長(zhǎng)實(shí)行。當(dāng)實(shí)行最初的檢測(cè)步驟21時(shí)，可開(kāi)始實(shí)際數(shù)據(jù)收集?；谠诓襟E21確定的時(shí)刻， 在步驟22確定/預(yù)測(cè)下一個(gè)收縮上升的時(shí)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(fù)步驟22和23來(lái)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(hào)數(shù)據(jù)。該體積描記數(shù)據(jù)從而僅從(光)體積描記信號(hào)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(guò)程的一個(gè)實(shí)施例。該圖示出在三個(gè)連續(xù)心動(dòng)周期期間的體積描記信號(hào)的典型波形30。每個(gè)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(dāng)心臟收縮時(shí)產(chǎn)生的收縮上升31構(gòu)成?？紤]到一個(gè)心動(dòng)周期的長(zhǎng)度通常是大約1Hz，收縮上升的長(zhǎng)度是大約100ms，而舒張期的長(zhǎng)度是大約900ms。當(dāng)心率變化時(shí)，收縮上升的長(zhǎng)度不顯著改變。相反，心率變化反映在舒張期的長(zhǎng)度中，并且從而當(dāng)心率變化時(shí)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(gè)體積描記波形的每個(gè)收縮上升。在圖3中，假設(shè)光猝發(fā)32包括七個(gè)連續(xù)測(cè)量時(shí)隙，傳感器的LED在這些時(shí)隙中點(diǎn)亮。圖4示出在圖3中圈出的一個(gè)光猝發(fā)32的示例。在該示例中，七個(gè)測(cè)量時(shí)隙中的每個(gè)包括兩個(gè)連續(xù)脈沖41、42，一個(gè)脈沖是紅色脈沖而另一個(gè)是紅外脈沖。每個(gè)LED脈沖的寬度典型地在20和100微秒之間，而兩個(gè)連續(xù)脈沖之間的長(zhǎng)度Tl可在例如100和200微秒之間。一個(gè)測(cè)量時(shí)隙的長(zhǎng)度T2典型地從2. 5至10毫秒。在一個(gè)光猝發(fā)內(nèi)的測(cè)量時(shí)隙，即紅-紅外脈沖對(duì)的數(shù)目典型地從7變化到10。這里假設(shè)對(duì)每個(gè)收縮上升產(chǎn)生七個(gè)脈沖對(duì)， 如在圖3和4中示出的(其中收縮上升一般指兩個(gè)波長(zhǎng)的收縮上升)。
圖5圖示在每個(gè)波長(zhǎng)的信號(hào)的一個(gè)收縮上升31期間獲得的七個(gè)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(jī)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(cè)。圖6至8圖示一個(gè)同步維持機(jī)制，其中基于從每個(gè)收縮上升在每個(gè)波長(zhǎng)獲得的七個(gè)信號(hào)計(jì)算六個(gè)差值A(chǔ)n+1-An(n= 1，...，6)?？刂茊卧?或中央單元)計(jì)算該六個(gè)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(hào)波形的適當(dāng)?shù)臅r(shí)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(shí)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(kāi)始獲得，猝發(fā)太早并且猝發(fā)之間的時(shí)期應(yīng)該延長(zhǎng)。該情況在圖7中圖示。通過(guò)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(shí)間段并且保持光猝發(fā)與信號(hào)波形同步， 使得光猝發(fā)盡可能準(zhǔn)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(gè)實(shí)施例。在該實(shí)施例中，控制LED中的一個(gè)以恰好在預(yù)期收縮上升開(kāi)始之前開(kāi)始發(fā)送測(cè)試脈沖對(duì)。從每個(gè)測(cè)試脈沖對(duì)得到差值來(lái)檢測(cè)信號(hào)中收縮上升的開(kāi)始。圖9圖示期間發(fā)送測(cè)試脈沖對(duì)的測(cè)試期91，而圖10圖示三個(gè)連續(xù)測(cè)試脈沖對(duì)115。兩個(gè)連續(xù)測(cè)試脈沖對(duì)之間的間隔T3可例如是大約30毫秒。圖11示出從這些測(cè)試脈沖對(duì)獲得的差值的示例。在該示例中，第三測(cè)試脈沖對(duì)產(chǎn)生正值116并且從而可在該時(shí)刻觸發(fā)光猝發(fā)32的發(fā)送。在每個(gè)心動(dòng)周期中發(fā)送這些測(cè)試脈沖對(duì)來(lái)檢測(cè)每個(gè)周期內(nèi)收縮上升的開(kāi)始。為了維持同步，最初的檢測(cè)步驟21還可包括基于在對(duì)應(yīng)的多個(gè)心動(dòng)周期期間確定的多個(gè)時(shí)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(shí)刻或時(shí)間差預(yù)測(cè)收縮上升的下一個(gè)時(shí)刻，即每個(gè)心動(dòng)周期可輸入新的參數(shù)給模型。在上文的實(shí)施例中，基于LED脈沖與其同步的相同信號(hào)獲得并且維持同步。同步信號(hào)，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(hào)，智能傳感器可發(fā)送信號(hào)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(shí)刻并且通過(guò)通信鏈路109控制LED?；谄邆€(gè)樣本(或相應(yīng)的六個(gè)差值)，可確定Sp02值。因?yàn)楸O(jiān)視通常在中央單元實(shí)行，該確定可在中央單元中實(shí)行(算法112)。圖12圖示用于計(jì)算Sp02值的一個(gè)實(shí)施例， 其基于線性回歸。在圖12的示例中，紅外差分DAired用作說(shuō)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(guò)原點(diǎn)的最佳擬合線120。該線的斜率代表已知的脈搏血氧計(jì)比例R。如已知的，脈搏血氧計(jì)使用在圖13中示出的經(jīng)驗(yàn)確定的校準(zhǔn)曲線f來(lái)將R值轉(zhuǎn)變成Sp02百分比(Sp02 = f(R))。因此，Sp02值通過(guò)確定最佳擬合線120的斜率并且使用該校準(zhǔn)曲線f來(lái)將斜率值轉(zhuǎn)變成Sp02百分比而獲得。這樣，對(duì)每個(gè)心動(dòng)周期獲得Sp02值。取決于實(shí)現(xiàn)，差值DA可在智能傳感器或在中央單元中計(jì)算。如果在差值在智能傳感器中計(jì)算，傳感器可維持與體積描記波形的同步而沒(méi)有中央單元的輔助。然而，中央單元還可發(fā)送時(shí)序信息給智能傳感器。不管如何實(shí)現(xiàn)同步，Sp02值的確定通常在中央單元107 中實(shí)行(算法112)。在圖1的實(shí)施例中，脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)包括智能傳感器100和單獨(dú)的中央單元107， 其中該智能傳感器可是單個(gè)單元或在提供有該智能傳感器的光學(xué)部件的傳感器和提供有該智能傳感器的非光學(xué)器件的基本單元之間劃分。圖14圖示脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)的另一個(gè)實(shí)施例，其中所有部件集成進(jìn)入單個(gè)裝置140。該裝置包括與圖1的實(shí)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?yàn)樵撗b置確定Sp02值而沒(méi)有外部單元的幫助。使用與在圖1中類似的標(biāo)號(hào)來(lái)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(lái)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(jī)制。Sp02值還可通過(guò)使從收縮上升獲得的值經(jīng)受傅立葉變換在頻域中計(jì)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(duì)每個(gè)波長(zhǎng)、或至少對(duì)紅色和紅外波長(zhǎng)進(jìn)行。 然后找出紅色和紅外光譜中對(duì)應(yīng)于收縮上升時(shí)間的譜峰。比例R的數(shù)值可通過(guò)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(duì)應(yīng)于收縮上升時(shí)間的紅色譜峰，并且PSD(ACired/DCiral)是對(duì)應(yīng)于收縮上升時(shí)間的紅外譜峰。然后通過(guò)確定對(duì)應(yīng)于R值的Sp02百分比通過(guò)校準(zhǔn)曲線f獲得Sp02值。在另一個(gè)實(shí)施例中，從收縮上升獲得的值不簡(jiǎn)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(hào)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(cè)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(zhǔn)波動(dòng)等。該信號(hào)序列供應(yīng)給傅立葉變換并且如上文論述那樣計(jì)算 Sp02值。代替將每秒收縮上升轉(zhuǎn)換成它的鏡像，每個(gè)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(shí)行，使得智能傳感器可以好像沒(méi)有做出數(shù)據(jù)點(diǎn)的加倍一樣來(lái)操作。同步還可從受檢者測(cè)量的ECG信號(hào)獲得。圖16圖示示例，其中公共中央單元160 從脈搏血氧計(jì)傳感器100接收體積描記信號(hào)數(shù)據(jù)并且從ECG傳感器161接收ECG信號(hào)數(shù)據(jù)。 在該示例中，可通過(guò)ECG信號(hào)的R峰實(shí)行同步。最初，LED可以正常高速率接通，由此在至少一個(gè)心動(dòng)周期期間獲得體積描記波形。基于該數(shù)據(jù)和從ECG傳感器測(cè)量的ECG信號(hào)數(shù)據(jù)， 中央單元160可例如通過(guò)測(cè)量R峰的時(shí)刻和PPG波形的最大導(dǎo)數(shù)的時(shí)刻并且然后從獲得的 PPG時(shí)間減去獲得的ECG峰值時(shí)間而測(cè)量脈搏傳播時(shí)間(PTT)。當(dāng)Sp02測(cè)量開(kāi)始時(shí)，中央單元可首先從接收的ECG信號(hào)數(shù)據(jù)檢測(cè)R峰，測(cè)量PTT，并且根據(jù)每個(gè)R峰的時(shí)刻和測(cè)量的 PTT值產(chǎn)生同步信號(hào)。因?yàn)镋CG傳感器典型地頻繁發(fā)送ECG信號(hào)數(shù)據(jù)，例如每隔50毫秒等， 并且因?yàn)镻TT大于ECG分組之間的間隔，在體域網(wǎng)中實(shí)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(shí)間和PTT限定LED猝發(fā)時(shí)間，并且在對(duì)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(shí)序信息給智能傳感器。每當(dāng)心率變動(dòng)性(HRV)大時(shí)，基于ECG的同步是特別有益的。例如當(dāng)患者患心房顫動(dòng)是就是如此。在該情況下，下一個(gè)收縮上升的準(zhǔn)確預(yù)測(cè)單獨(dú)基于體積描記信號(hào)是不可能的，因?yàn)镽-R期在一個(gè)心搏與另一心搏之間隨機(jī)變化。然而，甚至在大HRV的情況下，PTT仍然相對(duì)恒定。這意味LED猝發(fā)的時(shí)序可以基于R峰的時(shí)間對(duì)每個(gè)心搏準(zhǔn)確地調(diào)節(jié)。在基于ECG的同步的一個(gè)實(shí)施例中，不需要確定PTT。相反，在檢測(cè)每個(gè)R峰后使 LED脈動(dòng)(以正常高速率)給定時(shí)間段。該時(shí)間段足夠長(zhǎng)，例如200ms等，能覆蓋對(duì)應(yīng)于每個(gè)R峰的收縮上升。從而，在該實(shí)施例中，收縮上升的時(shí)刻的粗糙估計(jì)僅基于R峰實(shí)行，即完全沒(méi)有體積描記數(shù)據(jù)。這不如測(cè)量PTT和調(diào)節(jié)個(gè)體患者的LED猝發(fā)時(shí)間和持續(xù)時(shí)間一樣高效。然而，甚至該恒定持續(xù)時(shí)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(jì)系統(tǒng)的功能實(shí)體的示例。同步操作可分成兩個(gè)操作實(shí)體第一同步單元171，其配置成估計(jì)體積描記波形的重要時(shí)刻，即LED激活的時(shí)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(jìn)一步包括計(jì)算單元173，其基于輸入信號(hào)樣本計(jì)算血液參數(shù)值，典型地Sp02值。除了采樣的信號(hào)，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(shí)序信息(LED控制數(shù)據(jù))。該輸入信息可包括例如ECG信號(hào)數(shù)據(jù)， 其允許計(jì)算脈搏傳播時(shí)間值的。該脈搏傳播時(shí)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(gè)實(shí)施例中，第一同步單元可僅使用ECG數(shù)據(jù)。在另一個(gè)實(shí)施例中，第一和第二同步單元產(chǎn)生用于收縮上升的時(shí)刻的估計(jì)的自回歸模型。在一個(gè)實(shí)施例中，圖17的所有實(shí)體可在中央單元中，而在另一個(gè)實(shí)施例中所有實(shí)體可在智能傳感器中。后一個(gè)實(shí)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(jìn)入單個(gè)便攜裝置。在其他實(shí)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(shí)序信息，該時(shí)序信息指示LED激活時(shí)刻。圖18圖示第一同步單元171的功能實(shí)體的示例。在最初檢測(cè)階段中，信號(hào)樣本供應(yīng)給時(shí)序控制單元183，其確定第一光猝發(fā)的最初時(shí)序信息并且供應(yīng)該時(shí)序信息給第二同步單元172。當(dāng)開(kāi)始實(shí)際測(cè)量時(shí)，差分單元181確定差值，并且時(shí)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(shí)序。在實(shí)際測(cè)量期間，時(shí)序控制數(shù)據(jù)也可從時(shí)序控制單元183發(fā)送到時(shí)序調(diào)節(jié)單元。在測(cè)量期間，可實(shí)行與最初同步相似的再同步過(guò)程來(lái)維持同步。在脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例中，差分單元181和時(shí)序調(diào)節(jié)單元182 可在智能傳感器中，并且時(shí)序控制單元183在中央單元中。時(shí)序控制單元可接收用于LED 的同步的ECG信號(hào)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(shí)設(shè)備中，功能性可在脈搏血氧計(jì)的元件或單元之間采用不同的方式分布。 即，脈搏血氧計(jì)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(hào)段提供該血液參數(shù)的足夠的輸入數(shù)據(jù)。該書(shū)面說(shuō)明使用示例來(lái)公開(kāi)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(shū)面語(yǔ)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(shū)面語(yǔ)言無(wú)實(shí)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(jì)在受檢者的至少一個(gè)體積描記波形中的收縮上升的時(shí)刻；根據(jù)這些估計(jì)的時(shí)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(gè)體積描記波形收集信號(hào)樣本；以及基于在所述收縮上升期間收集的所述信號(hào)樣本限定至少一個(gè)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(jì)包括在至少一個(gè)心動(dòng)周期期間收集體積描記信號(hào)數(shù)據(jù)的序列；從所述至少一個(gè)心動(dòng)周期中的每個(gè)確定收縮上升的時(shí)刻，由此獲得至少一個(gè)時(shí)刻；以及基于所述至少一個(gè)時(shí)刻估計(jì)所述收縮上升的時(shí)刻， 其中對(duì)一個(gè)體積描記波形進(jìn)行所述收集、確定和估計(jì)。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括確定從一個(gè)收縮上升獲得的連續(xù)信號(hào)樣本的差值，其中對(duì)所述多個(gè)體積描記波形中的至少一個(gè)進(jìn)行所述確定；以及根據(jù)所述差值調(diào)節(jié)所估計(jì)的時(shí)刻。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述限定包括對(duì)在所述收縮上升期間從所述多個(gè)體積描記波形中的至少兩個(gè)收集的信號(hào)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(jì)系統(tǒng)，所述脈搏血氧計(jì)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(jì)在受檢者的至少一個(gè)體積描記波形中的收縮上升的時(shí)刻；第二同步單元，其配置成根據(jù)所估計(jì)的時(shí)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(gè)體積描記波形收集信號(hào)樣本；以及計(jì)算單元，其配置成基于在所述收縮上升期間收集的信號(hào)樣本限定至少一個(gè)期望的血液參數(shù)。
6.如權(quán)利要求5所述的脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述第一同步單元配置成對(duì)所述至少一個(gè)體積描記波形中的一個(gè)在至少一個(gè)心動(dòng)周期期間收集體積描記信號(hào)數(shù)據(jù)的序列；從所述至少一個(gè)心動(dòng)周期中的每個(gè)確定收縮上升的時(shí)刻，由此獲得至少一個(gè)時(shí)刻；以及基于所述至少一個(gè)時(shí)刻估計(jì)所述收縮上升的時(shí)刻。
7.如權(quán)利要求5所述的脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述第一同步單元進(jìn)一步配置成對(duì)所述多個(gè)體積描記波形中的至少一個(gè)，確定從一個(gè)收縮上升獲得的連續(xù)信號(hào)樣本的差值；以及基于所述差值調(diào)節(jié)所估計(jì)的時(shí)刻。
8.如權(quán)利要求5所述的脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)，其中所述計(jì)算單元配置成對(duì)在所述收縮上升期間從所述多個(gè)體積描記波形中的至少兩個(gè)收集的信號(hào)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(jì)傳感器，所述脈搏血氧計(jì)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(shí)刻的時(shí)序信息，并且根據(jù)所述時(shí)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(hào)樣本。
10.如權(quán)利要求9所述的脈搏血氧計(jì)傳感器，進(jìn)一步包括另一同步單元，其配置成估計(jì)在所述體積描記波形的至少一個(gè)中的收縮上升的時(shí)刻。
全文摘要
本發(fā)明涉及減少脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)功耗的方法和脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)。公開(kāi)用于確定受檢者的血液特性的方法和脈搏血氧計(jì)系統(tǒng)。還公開(kāi)用于收集體積描記數(shù)據(jù)的脈搏血氧計(jì)傳感器。為了減少功耗，在受檢者的至少一個(gè)體積描記波形中估計(jì)收縮上升的時(shí)刻，并且根據(jù)這些估計(jì)的時(shí)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(gè)體積描記波形收集信號(hào)樣本。然后基于在這些收縮上升期間收集的這些信號(hào)樣本限定期望的血液參數(shù)，典型地是氧飽和度。
文檔編號(hào)A61B5/1455GK102440786SQ201110268660
公開(kāi)日2012年5月9日 申請(qǐng)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(kù) 申請(qǐng)人:通用電氣公司