专利名称：减少脉搏血氧计系统功耗的方法和脉搏血氧计系统的制作方法
技术领域：
本公开大体上涉及脉搏血氧计(pulse oximeter)。更特别地，本公开涉及用于减少脉搏血氧计中，尤其是电池操作的脉搏血氧计传感器中的功耗的技术。这里脉搏血氧计传感器指提供有光学部件(即，发光元件和一个或多个光电探测器)的脉搏血氧计单元，这些光学部件用于收集(光)体积描记信号数据。该传感器可是单个元件或包括基本单元和单独的光学单元，该光学单元可附连到受检者并且连接到该基本单元。
背景技术：
脉搏血氧计是用于测量动脉血液中的氧饱和度(Sp02)的完善技术。Sp02是重要参数，现时常常叫做第四生命指征，其涉及到周边组织和器官的氧供应的足够度。脉搏血氧计提供动脉氧合作用的瞬时活体测量，并且由此提供例如动脉血氧不足的早期警告。脉搏血氧计还显示光体积描记(PPG)脉搏波形，其可以与在测量地点(典型地在手指或耳朵中) 的组织血液容量和血液流量(即，血液循环)有关。目前，对于开发用于各种医学应用的便携和可佩戴的医学传感器有不断增加的兴趣，其允许受检者自由移动并且从而还允许受检者的远程监视。无线体域网(WBAN)指短程射频通信技术，其尤其适合在不同的患者佩戴的装置之间传送测量数据。在典型设置中，多个极小的电池操作的传感器(例如，在胸部上的ECG贴片和手指上的Sp02夹子)发送测量数据给患者佩戴的中央单元。该中央单元可是单独的小型监测器，其包括显示器以及甚至包括警报功能性。该中央单元还可使用建筑物范围的射频通信技术(例如WiFi等)传送测量数据和分析结果给医院范围的网络。尽管WBAN技术仍然处于它的初期，预期WBAN应用在不久的将来大大增加。低功耗是WBAN传感器的必要先决条件，并且一般是所有可佩戴或植入传感器的必要先决条件。关于脉搏血氧计，功耗主要由于光源(LED)的功率需求引起，这些光源 (LED)通常以高速率连续驱动。因此，已经开发用于减少LED的功耗的技术。这些技术基于 LED脉冲的振幅和/或宽度的减少，由此来减少脉冲的能量。然而，因为信噪比不能降低到低于某个阈值水平(其可在不同的测量环境中变化)，因此该减少通常伴随有噪声测量，使得信噪比不降得太低。在现代的先进功率减少技术已经投入使用后，脉搏血氧计传感器的功耗仍然在 20mff附近。在小型手指夹子类型的脉搏血氧计传感器中，适合的电池可以是例如LR44纽扣电池。这样的电池的电压是1.5V并且容量是150mAh，S卩220mWh。即，该电池利用上文提到的功耗提供大约10小时的操作时间。因此，电池必须相当频繁地更换，其不仅是烦扰的而且还可引起测量的中断(尤其在护理人员不能一直有空来更换电池的环境中)。在基于所谓的压缩感测的脉搏血氧计传感器中已经报道了更低的功耗。在这些传感器中，体积描记信号数据以低采样率(即，LED闪烁速率)采集，其低于奈奎斯特速率。然而，这增加重建信号需要的信号处理的复杂性。此外，采样率低于奈奎斯特速率越多，重建信号需要的信号序列越长。因此，测量减缓并且没有对每个心动周期获得Sp02值。此外，基于欠奈奎斯特采样的重建算法一直基于关于信号和噪声的振幅以及频率含量的假设。因此，如果信噪比降得太低，这类重建算法变得不可靠。尽管脉搏血氧计传感器的功耗主要由于LED的功率需求引起，数据传输也可消耗功率预算的相当大的部分(至少例如如果由于冲突而频繁地要求重新传送的话)。一般认为体域网中的每个传感器独立地采样并且发出数据。然而，实践中，使数据传输同步以便最小化冲突的数目是有益的。为了该目的，实现返回数据通路。因此，双路通信和同步机制在体域网中存在。数据典型地在具有50至1000ms的典型间隔的猝发中发送。考虑功耗，增加分组大小，由此减少要传送的开销信息的相对量是有益的。在具有相对高数据率的信号的情况下，数据分组间隔通常本质上是短的。例如，对于ECG测量，大约50ms的分组间隔是适当的，而温度测量数据不需要比大约每秒一次更频繁地传送。关于脉搏血氧计，要传送的数据量通常相当小并且从而数据分组之间的间隔可是相当长的。此外，脉搏血氧计的发展带来新的应用和更高的性能。然而，新的特征和更高性能的引入的必要先决条件是脉搏血氧计中增加数目的光源。当需要从传感器得到电池可操作性时，在这些新的多波长脉搏血氧计中功耗问题因此甚至更必不可少。因此，为了提高电池操作的脉搏血氧计传感器的操作时间和连续并且长期的监测的流畅程度，提供消耗更少功率而不损害实际测量的质量和迅速性并且不增加采集的体积描记信号数据的处理的复杂性的脉搏血氧计传感器，这是可取的。考虑到朝体域网发展的趋势，如果脉搏血氧计传感器的功耗可以不仅在LED操作方面而且在数据传输方面减少， 这也将是有益的。
发明内容
上文提到的问题在本文解决，其将从下列说明书理解。为了减少脉搏血氧计传感器的功耗，估计体积描记波形的收缩上升(systolic rise)的时刻，并且向发光元件供能使得仅从包括收缩上升的有限波形段收集体积描记信号数据。体积描记波形的这些段携带 Sp02测量需要的所有信息，并且Sp02值从而可仅从这些波形段得到。体积描记波形在这里指在特定波长获得的信号波形，并且从而需要至少两个波形(波长)来获得Sp02值。尽管 Sp02是要从收集的光体积描记数据得到的血液参数的典型示例，原则上可确定任何血液参数，收集的信号段提供该血液参数的足够的输入数据。一个这样的血液参数可是血红蛋白 (Hb)。然而，因为Sp02是由脉搏血氧计确定的普遍血液参数，Sp02在该上下文中用作要确定的血液参数的示例。在实施例中，用于基于光体积描记数据确定受检者的血液特性的方法包括估计在受检者的至少一个体积描记波形中的收缩上升的时刻，根据这些估计的时刻控制传感器的发光元件，由此在这些收缩上升期间从该受检者的多个体积描记波形收集信号样本，并且基于在这些收缩上升期间收集的这些信号样本限定至少一个期望的血液参数。在另一个实施例中，用于基于光体积描记数据确定受检者的血液特性的脉搏血氧计系统包括传感器，其包括发光元件；和第一同步单元，其配置成估计在受检者的至少一个体积描记波形中的收缩上升的时刻。该脉搏血氧计系统进一步包括第二同步单元，其配置成根据这些估计的时刻控制这些发光元件，由此在这些收缩上升期间从该受检者的多个体积描记波形收集信号样本；以及计算单元，其配置成基于在这些收缩上升期间收集的这些信号样本限定至少一个期望的血液参数。在再另一个实施例中，用于收集体积描记数据的脉搏血氧计传感器包括发光元件和同步单元，其配置成接收指示在受检者的体积描记波形中的收缩上升的时刻的时序信息，并且根据这些时刻控制这些发光元件，由此在这些收缩上升期间从这些体积描记波形收集信号样本。将通过下列详细说明和附图使本发明的各种其他特征、目标和优势对于本领域内技术人员明显。
图1图示具有减少的功耗的脉搏血氧计系统的一个实施例；
图2是图示用于收集体积描记数据的一个实施例的流程图3图示关于体积描记波形信号的LED猝发的时序；
图4图示图3的LED猝发的示例；
图5图示从体积描记波形信号的收缩上升获得的样本；
图6至8图示用于维持体积描记波形和LED脉冲之间同步的一个实施例；
图9至11图示用于维持体积描记波形和LED脉冲之间同步的另一个实施例；
图12图示用于基于在一个心动周期期间获得的样本计算Sp02值的一个实施例
图13图示脉搏血氧计的校准曲线；
图14图示单装置脉搏血氧计系统；
图15图示用于计算Sp02值的另一个实施例；
图16图示提供有脉搏血氧计的体域网；
图17图示脉搏血氧计系统的功能实体的示例；以及
图18图示脉搏血氧计系统在LED同步方面的功能实体的示例。
具体实施例方式图1图示低功率脉搏血氧计系统的一个实施例。该系统包括可贴附到受检者的智能传感器100和适应于与该智能传感器通信的中央单元107。该智能传感器通常包括两个或更多例如LED等发光元件，以及至少一个光电探测器103。这里假设该智能传感器包括两个LED102，每个发射处于指定波长的光。广泛使用的波长值是660nm(红)和940nm(红外)。由LED发射并且传播通过(或从其反射)组织(例如手指108等)的光由该光电探测器103接收，该光电探测器103将在每个波长接收的光学信号转换成电信号。智能传感器进一步包括例如微控制器等控制单元101，其通过LED控制接口 104 控制LED ；以及A/D转换器105，其将从光电探测器获得的电信号转换成数字化的格式。该控制单元从该A/D转换器接收(光)体积描记信号数据，并且在光电探测器和该控制单元之间还可有放大器。该控制单元连接到射频接口 106，其用于传送体积描记信号数据到中央单元107并且用于从中央单元107接收数据。从而，这里假设在智能传感器和中央单元之间存在双向通信链路109。为了控制LED，控制单元101提供有LED控制算法110，其配置成当由控制单元执行时通过LED控制接口 104控制这些LED 102。中央单元107提供有LED控制算法111，其与算法110合作，并且提供有Sp02计算算法112。算法110和111操控LED操作与体积描记波形的同步，并且Sp02计算算法112配置成确定Sp02值。在脉搏血氧计系统的各种实施例中，体积描记信号数据仅在包括体积描记波形的收缩上升的某些波形段期间收集。因此，在数据的记录期间，LED可仅在所述段期间接通。然而，在系统的一些实施例中，LED还可用于使数据收集与收缩上升同步。LED控制算法110的功能性取决于同步机制和同步功能性如何在传感器和中央单元之间、即在算法110和111 之间划分。在实践中，图1的智能传感器可分成两个不同的单元包括常规传感器的光学部件(即LED102和光电探测器10 的传感器113，以及包括智能传感器100的非光学部件的基本单元。可贴附到受检者的传感器113可通过短电缆连接到基本单元。这样，智能传感器可在一次性单元(即，传感器11 和具有更长耐久性的单元(即，基本单元)之间划分。图2图示在图1的智能传感器中收集体积描记信号数据的方法的一个实施例。在开始实际Sp02测量之前，在至少一个心动周期期间记录至少一个体积描记波形信号，由此检测所述周期中的收缩上升(步骤21)。该最初检测步骤可通过以正常高速率接通一个或多个LED持续给定时段，由此在至少一个波长在至少一个心动周期期间获得体积描记波形数据而实行。每个收缩上升的时刻然后可例如通过找出每个周期内的最大导数而确定。该最大导数大致上对应于收缩上升的中点。这里的时刻指的是指示收缩上升什么时候在体积描记波形中出现的任何一个或多个时间值。收缩上升的时刻还可通过确定其中出现该上升的时期而确定。这里要注意到因为一个波形足够确定收缩上升的时刻，最初的检测步骤21 典型地仅在一个波长实行，但实际数据收集典型地在所有波长实行。当实行最初的检测步骤21时，可开始实际数据收集。基于在步骤21确定的时刻， 在步骤22确定/预测下一个收缩上升的时刻，并且接通LED使得LED脉冲命中波形的收缩上升(步骤2 。然后重复步骤22和23来仅从收缩上升或从包括收缩上升的波形段收集体积描记信号数据。该体积描记数据从而仅从(光)体积描记信号的特定部分、即从包括收缩上升的波形段收集。图3图示步骤22和23的数据收集过程的一个实施例。该图示出在三个连续心动周期期间的体积描记信号的典型波形30。每个周期包括收缩期和随后的舒张期，其产生于心脏的泵浦操作。该收缩期由当心脏收缩时产生的收缩上升31构成。考虑到一个心动周期的长度通常是大约1Hz，收缩上升的长度是大约100ms，而舒张期的长度是大约900ms。当心率变化时，收缩上升的长度不显著改变。相反，心率变化反映在舒张期的长度中，并且从而当心率变化时主要是舒张期变化。在体积描记数据的收集期间，接通LED使得光猝发32 命中每个体积描记波形的每个收缩上升。在图3中，假设光猝发32包括七个连续测量时隙，传感器的LED在这些时隙中点亮。图4示出在图3中圈出的一个光猝发32的示例。在该示例中，七个测量时隙中的每个包括两个连续脉冲41、42，一个脉冲是红色脉冲而另一个是红外脉冲。每个LED脉冲的宽度典型地在20和100微秒之间，而两个连续脉冲之间的长度Tl可在例如100和200微秒之间。一个测量时隙的长度T2典型地从2. 5至10毫秒。在一个光猝发内的测量时隙，即红-红外脉冲对的数目典型地从7变化到10。这里假设对每个收缩上升产生七个脉冲对， 如在图3和4中示出的(其中收缩上升一般指两个波长的收缩上升)。
图5图示在每个波长的信号的一个收缩上升31期间获得的七个样本A1至~。为了从收缩上升获得这些样本，LED的控制必须保持与收缩上升同步。为此，可使用不同的同步机制。这里假设最初收缩上升与连同图2的步骤21论述那样相似地检测。图6至8图示一个同步维持机制，其中基于从每个收缩上升在每个波长获得的七个信号计算六个差值An+1-An(n= 1，...，6)。控制单元(或中央单元)计算该六个差值并且比较它们的相互大小。如果正中的差值是最大的，如在图8中的情况，光猝发处于关于信号波形的适当的时间位置。如果最小差值在光猝发的结尾获得，猝发太迟并且猝发之间的时期应该缩短。该情况在图6中图示。如果最小差值在光猝发的开始获得，猝发太早并且猝发之间的时期应该延长。该情况在图7中图示。通过采用上文描述的方式检查差值，控制单元(或中央单元)可调节光猝发之间的时间段并且保持光猝发与信号波形同步， 使得光猝发尽可能准确地命中体积描记波形的收缩上升。图9至11图示用于维持光猝发和体积描记波形之间的同步的另一个实施例。在该实施例中，控制LED中的一个以恰好在预期收缩上升开始之前开始发送测试脉冲对。从每个测试脉冲对得到差值来检测信号中收缩上升的开始。图9图示期间发送测试脉冲对的测试期91，而图10图示三个连续测试脉冲对115。两个连续测试脉冲对之间的间隔T3可例如是大约30毫秒。图11示出从这些测试脉冲对获得的差值的示例。在该示例中，第三测试脉冲对产生正值116并且从而可在该时刻触发光猝发32的发送。在每个心动周期中发送这些测试脉冲对来检测每个周期内收缩上升的开始。为了维持同步，最初的检测步骤21还可包括基于在对应的多个心动周期期间确定的多个时刻产生和初始化自回归模型。在步骤22中，然后可基于在前时刻或时间差预测收缩上升的下一个时刻，即每个心动周期可输入新的参数给模型。在上文的实施例中，基于LED脉冲与其同步的相同信号获得并且维持同步。同步信号，即LED控制数据可在智能传感器或在中央单元中产生。如果在中央单元中产生同步信号，智能传感器可发送信号样本或差值给中央单元，并且中央单元然后可确定LED猝发的时刻并且通过通信链路109控制LED。基于七个样本(或相应的六个差值)，可确定Sp02值。因为监视通常在中央单元实行，该确定可在中央单元中实行(算法112)。图12图示用于计算Sp02值的一个实施例， 其基于线性回归。在图12的示例中，红外差分DAired用作说明变量，并且红色差分DAral用作因变量(其中DA = An+1-An)。线性回归拟合用于找出经过原点的最佳拟合线120。该线的斜率代表已知的脉搏血氧计比例R。如已知的，脉搏血氧计使用在图13中示出的经验确定的校准曲线f来将R值转变成Sp02百分比(Sp02 = f(R))。因此，Sp02值通过确定最佳拟合线120的斜率并且使用该校准曲线f来将斜率值转变成Sp02百分比而获得。这样，对每个心动周期获得Sp02值。取决于实现，差值DA可在智能传感器或在中央单元中计算。如果在差值在智能传感器中计算，传感器可维持与体积描记波形的同步而没有中央单元的辅助。然而，中央单元还可发送时序信息给智能传感器。不管如何实现同步，Sp02值的确定通常在中央单元107 中实行(算法112)。在图1的实施例中，脉搏血氧计系统包括智能传感器100和单独的中央单元107， 其中该智能传感器可是单个单元或在提供有该智能传感器的光学部件的传感器和提供有该智能传感器的非光学器件的基本单元之间划分。图14图示脉搏血氧计系统的另一个实施例，其中所有部件集成进入单个装置140。该装置包括与图1的实施例相同的元件，除了现在省略RF接口并且该装置提供有完整的LED控制和Sp02算法(分别是141和112)，因为该装置确定Sp02值而没有外部单元的帮助。使用与在图1中类似的标号来指示类似的部件。代替RF接口，该装置现在提供有用于操作该装置的有限用户界面142。该用户界面包括小型低功率显示器单元143。控制单元控制该显示器来在该显示器的屏幕上呈现Sp02 值。图14的该装置可用作抽样检查器(spot-checker)，其可以例如携带在口袋中。低功耗是这样的便携装置的必不可少的特征，并且从而该装置受益于上文描述的LED同步机制。Sp02值还可通过使从收缩上升获得的值经受傅立叶变换在频域中计算。连续地排列这些值，即省略波形中的间隙，并且该变换对每个波长、或至少对红色和红外波长进行。 然后找出红色和红外光谱中对应于收缩上升时间的谱峰。比例R的数值可通过方程R = sqrt (PSD (ACred/DCred) /PSD (ACired/DCired))获得，其中 sqrt 指平方根，并且 PSD (ACred/DCred) 是对应于收缩上升时间的红色谱峰，并且PSD(ACired/DCiral)是对应于收缩上升时间的红外谱峰。然后通过确定对应于R值的Sp02百分比通过校准曲线f获得Sp02值。在另一个实施例中，从收缩上升获得的值不简单地如上文依次排列，而每秒收缩上升在连续排列样本之前转换成它的镜像。获得的信号序列在图15中图示。使每秒收缩上升的样本成镜像便于干扰的检测和去除，这些干扰例如是由采样与收缩上升的非理想同步引起的呼吸调制和基准波动等。该信号序列供应给傅立叶变换并且如上文论述那样计算 Sp02值。代替将每秒收缩上升转换成它的镜像，每个收缩上升的样本可以使用两次首先按正确顺序然后按倒转顺序，或反之亦然。这典型地在中央单元中实行，使得智能传感器可以好像没有做出数据点的加倍一样来操作。同步还可从受检者测量的ECG信号获得。图16图示示例，其中公共中央单元160 从脉搏血氧计传感器100接收体积描记信号数据并且从ECG传感器161接收ECG信号数据。 在该示例中，可通过ECG信号的R峰实行同步。最初，LED可以正常高速率接通，由此在至少一个心动周期期间获得体积描记波形。基于该数据和从ECG传感器测量的ECG信号数据， 中央单元160可例如通过测量R峰的时刻和PPG波形的最大导数的时刻并且然后从获得的 PPG时间减去获得的ECG峰值时间而测量脉搏传播时间(PTT)。当Sp02测量开始时，中央单元可首先从接收的ECG信号数据检测R峰，测量PTT，并且根据每个R峰的时刻和测量的 PTT值产生同步信号。因为ECG传感器典型地频繁发送ECG信号数据，例如每隔50毫秒等， 并且因为PTT大于ECG分组之间的间隔，在体域网中实现血氧数据采样的直接触发是可能的。即，中央单元可基于R峰时间和PTT限定LED猝发时间，并且在对应于R峰的收缩上升出现在体积描记波形中之前发送时序信息给智能传感器。每当心率变动性(HRV)大时，基于ECG的同步是特别有益的。例如当患者患心房颤动是就是如此。在该情况下，下一个收缩上升的准确预测单独基于体积描记信号是不可能的，因为R-R期在一个心搏与另一心搏之间随机变化。然而，甚至在大HRV的情况下，PTT仍然相对恒定。这意味LED猝发的时序可以基于R峰的时间对每个心搏准确地调节。在基于ECG的同步的一个实施例中，不需要确定PTT。相反，在检测每个R峰后使 LED脉动(以正常高速率)给定时间段。该时间段足够长，例如200ms等，能覆盖对应于每个R峰的收缩上升。从而，在该实施例中，收缩上升的时刻的粗糙估计仅基于R峰实行，即完全没有体积描记数据。这不如测量PTT和调节个体患者的LED猝发时间和持续时间一样高效。然而，甚至该恒定持续时间的LED猝发与连续采样相比提供可观的功率节省。图17图示脉搏血氧计系统的功能实体的示例。同步操作可分成两个操作实体第一同步单元171，其配置成估计体积描记波形的重要时刻，即LED激活的时刻；以及第二同步单元172，其配置成相应地控制LED。该系统进一步包括计算单元173，其基于输入信号样本计算血液参数值，典型地Sp02值。除了采样的信号，第一同步单元171可接收各种另外的信息，其可用于产生时序信息(LED控制数据)。该输入信息可包括例如ECG信号数据， 其允许计算脉搏传播时间值的。该脉搏传播时间可定期确定，由此保持光猝发与波形同步 (即使PPT值改变)。在一个实施例中，第一同步单元可仅使用ECG数据。在另一个实施例中，第一和第二同步单元产生用于收缩上升的时刻的估计的自回归模型。在一个实施例中，图17的所有实体可在中央单元中，而在另一个实施例中所有实体可在智能传感器中。后一个实施例关注上文描述的抽样检查器，其中获得血液参数读数(典型地Sp02读数)所必需的所有部件集成进入单个便携装置。在其他实施例中，第二同步单元以及可能地还有第一同步单元可在智能传感器中。如果第二同步单元在智能传感器中，它可从中央单元接收时序信息，该时序信息指示LED激活时刻。图18图示第一同步单元171的功能实体的示例。在最初检测阶段中，信号样本供应给时序控制单元183，其确定第一光猝发的最初时序信息并且供应该时序信息给第二同步单元172。当开始实际测量时，差分单元181确定差值，并且时序调节单元182比较这些差值并且根据连续差值的相互大小调节光猝发的时序。在实际测量期间，时序控制数据也可从时序控制单元183发送到时序调节单元。在测量期间，可实行与最初同步相似的再同步过程来维持同步。在脉搏血氧计系统的一个实施例中，差分单元181和时序调节单元182 可在智能传感器中，并且时序控制单元183在中央单元中。时序控制单元可接收用于LED 的同步的ECG信号数据。要注意到图17和18图示在逻辑意义上并且鉴于LED同步的传感器系统的功能性的划分。在真实设备中，功能性可在脉搏血氧计的元件或单元之间采用不同的方式分布。 即，脉搏血氧计系统可仅在逻辑层次包括上文的功能单元。此外，除Sp02的确定外或代替该确定，收集的光体积描记数据可用于确定任何血液参数，包含收缩上升的信号段提供该血液参数的足够的输入数据。该书面说明使用示例来公开本发明，其包括最佳模式，并且还使本领域内技术人员能够做出和使用本发明。本发明的专利范围由权利要求限定，并且可包括本领域内技术人员想到的其他示例。这样的其他示例如果它们具有不与权利要求的书面语言不同的结构或操作元件，或者如果它们具有与权利要求的书面语言无实质区别的结构或操作元件则规定在权利要求的范围内。部件列表
权利要求
1.一种用于基于光体积描记数据确定受检者的血液特性的方法，所述方法包括 估计在受检者的至少一个体积描记波形中的收缩上升的时刻；根据这些估计的时刻控制传感器的发光元件，由此在这些收缩上升期间从所述受检者的多个体积描记波形收集信号样本；以及基于在所述收缩上升期间收集的所述信号样本限定至少一个期望的血液参数。
2.如权利要求1所述的方法，其中所述估计包括在至少一个心动周期期间收集体积描记信号数据的序列；从所述至少一个心动周期中的每个确定收缩上升的时刻，由此获得至少一个时刻；以及基于所述至少一个时刻估计所述收缩上升的时刻， 其中对一个体积描记波形进行所述收集、确定和估计。
3.如权利要求1所述的方法，进一步包括确定从一个收缩上升获得的连续信号样本的差值，其中对所述多个体积描记波形中的至少一个进行所述确定；以及根据所述差值调节所估计的时刻。
4.如权利要求1所述的方法，其中所述限定包括对在所述收缩上升期间从所述多个体积描记波形中的至少两个收集的信号样本应用傅立叶变换。
5.一种用于确定受检者的血液特性的脉搏血氧计系统，所述脉搏血氧计系统包括 传感器，其包括发光元件；第一同步单元，其配置成估计在受检者的至少一个体积描记波形中的收缩上升的时刻；第二同步单元，其配置成根据所估计的时刻控制所述发光元件，由此在所述收缩上升期间从所述受检者的多个体积描记波形收集信号样本；以及计算单元，其配置成基于在所述收缩上升期间收集的信号样本限定至少一个期望的血液参数。
6.如权利要求5所述的脉搏血氧计系统，其中所述第一同步单元配置成对所述至少一个体积描记波形中的一个在至少一个心动周期期间收集体积描记信号数据的序列；从所述至少一个心动周期中的每个确定收缩上升的时刻，由此获得至少一个时刻；以及基于所述至少一个时刻估计所述收缩上升的时刻。
7.如权利要求5所述的脉搏血氧计系统，其中所述第一同步单元进一步配置成对所述多个体积描记波形中的至少一个，确定从一个收缩上升获得的连续信号样本的差值；以及基于所述差值调节所估计的时刻。
8.如权利要求5所述的脉搏血氧计系统，其中所述计算单元配置成对在所述收缩上升期间从所述多个体积描记波形中的至少两个收集的信号样本应用傅立叶变换。
9.一种用于收集体积描记数据的脉搏血氧计传感器，所述脉搏血氧计传感器包括 发光元件；以及同步单元，其配置成接收指示在受检者的体积描记波形中的收缩上升的时刻的时序信息，并且根据所述时刻控制所述发光元件，由此在所述收缩上升期间从所述体积描记波形收集信号样本。
10.如权利要求9所述的脉搏血氧计传感器，进一步包括另一同步单元，其配置成估计在所述体积描记波形的至少一个中的收缩上升的时刻。
全文摘要
本发明涉及减少脉搏血氧计系统功耗的方法和脉搏血氧计系统。公开用于确定受检者的血液特性的方法和脉搏血氧计系统。还公开用于收集体积描记数据的脉搏血氧计传感器。为了减少功耗，在受检者的至少一个体积描记波形中估计收缩上升的时刻，并且根据这些估计的时刻控制传感器的发光元件，由此在这些收缩上升期间从该受检者的多个体积描记波形收集信号样本。然后基于在这些收缩上升期间收集的这些信号样本限定期望的血液参数，典型地是氧饱和度。
文档编号A61B5/1455GK102440786SQ201110268660
公开日2012年5月9日 申请日期2011年8月31日 优先权日2010年8月31日
发明者J·维尔塔宁, M·赫伊库 申请人:通用电气公司