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1、(10)申请公布号 CN 103987311 A (43)申请公布日 2014.08.13 CN 103987311 A (21)申请号 201280059392.8 (22)申请日 2012.11.29 13/307,611 2011.11.30 US A61B 5/0255(2006.01) A61B 5/1455(2006.01) (71)申请人 柯惠有限合伙公司 地址 美国马萨诸塞州 (72)发明人 托马斯格斯克 尼克罗伯逊 托马斯普赖斯 卡尔帕蒂克里希南 詹姆斯吉布森 (74)专利代理机构 北京律盟知识产权代理有限 责任公司 11287 代理人 路勇 (54) 发明名称 具有有条件的。
2、功率消耗的医学装置 (57) 摘要 本发明的实施例涉及用于基于一或多个生理 参数降低医学装置的功率消耗的系统和方法。例 如， 如果生理参数趋势高于某一阈值， 那么所述医 学装置可以低功率模式操作。在所述低功率模式 下， 处理功率可相对于高功率模式有所降低。 所述 低功率模式可与降低的处理率和输出率相关联。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2014.05.30 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/US2012/067130 2012.11.29 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2013/082323 EN 2013.06.06 (51)Int.Cl. 权利要。
3、求书 2 页 说明书 8 页 附图 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书8页 附图4页 (10)申请公布号 CN 103987311 A CN 103987311 A 1/2 页 2 1. 一种监视器， 其包含 ： 输入电路， 其经配置以接收体积描记信号 ； 存储算法的存储器， 其经配置以基于所述体积描记信号计算生理参数和所述生理参数 的趋势的一或多个特征 ； 以及 处理器， 其经配置以执行所述算法， 其中所述处理器经配置以基于所述生理参数的所 述趋势的所述一或多个特征以与高功率模式相关联的第一每秒速率或与低功率模式相关 联的第二每秒速率执。
4、行所述算法， 其中所述第一每秒速率高于所述第二每秒速率。 2. 根据权利要求 1 所述的监视器， 其包含显示器， 其中所述显示器经配置以显示与所 述高功率模式或所述低功率模式相关联的指示器。 3. 根据权利要求 1 所述的监视器， 其中所述生理参数包含氧饱和度。 4. 根据权利要求 1 所述的监视器， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含氧饱和度的斜率、 脉搏幅度的斜率、 心率的斜率或其组合。 5. 根据权利要求 1 所述的监视器， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含斜率， 其中超出预定极限的所述斜率的绝对值与所述高功率模式相关联。 6. 根据权利要求 1 所述的。
5、监视器， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含可变性。 7. 根据权利要求 1 所述的监视器， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含所检测的多个报警模式。 8. 根据权利要求 7 所述的监视器， 其中所述低功率模式与低于预定报警极限的多个报 警模式相关联。 9. 一种模块， 其经配置以耦合到多参数监视器， 所述模块包含 ： 输入电路， 其经配置以接收体积描记信号 ； 存储算法的存储器， 其经配置以基于所述体积描记信号计算生理参数的趋势并基于所 述趋势确定低功率模式或高功率模式是否适当 ； 处理器， 其经配置以执行所述算法 ； 以及 连接器， 其经配置以将所述模块耦合。
6、到所述多参数监视器。 10. 根据权利要求 9 所述的模块， 其中所述模块的平均功率消耗小于 80mW。 11. 根据权利要求 9 所述的模块， 其中所述低功率模式包含处理功率相对于所述高功 率模式的降低。 12. 根据权利要求 11 所述的模块， 其中所述低功率模式包含分配给所述模块的一或多 个硬件组件的功率的降低。 13. 根据权利要求 9 所述的模块， 其中所述低功率模式包含所述生理参数的计算速率 相对于所述高功率模式的降低。 14. 根据权利要求 13 所述的模块， 其中所述低功率模式包含所述体积描记信号的取样 速率的降低。 15. 根据权利要求 9 所述的模块， 其中如果所述趋势的斜。
7、率的绝对值在预定极限内， 那 么所述低功率模式是适当的。 16. 根据权利要求 9 所述的模块， 其中如果报警指数低于预定报警极限， 那么所述低功 率模式是适当的。 权 利 要 求 书 CN 103987311 A 2 2/2 页 3 17. 一种系统， 其包含 ： 传感器， 其经配置以产生体积描记信号 ； 以及 监视器， 其耦合到所述传感器， 所述监视器包含 ： 输入电路， 其经配置以接收所述体积描记信号 ； 以及 存储算法的存储器， 其经配置以基于所述体积描记信号计算生理参数， 其中所述算法 经配置以基于所述生理参数的趋势的一或多个特征确定所述监视器是否可采取低功率模 式或高功率模式 ； 。
8、以及 处理器， 其经配置以执行所述算法且在与所述低功率模式相关联的第一处理速率和与 所述高功率模式相关联的第二处理速率之间切换。 18. 根据权利要求 17 所述的系统， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含氧饱和度的斜率、 脉搏幅度的斜率、 心率的斜率或其组合。 19. 根据权利要求 17 所述的系统， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含斜率， 其中超出预定极限的所述斜率的绝对值与所述高功率模式相关联。 20. 根据权利要求 17 所述的系统， 其中所述生理参数的所述趋势的所述一或多个特征 包含可变性， 其中超出预定极限的可变性与所述高功率模式相关联。 权 利 。
9、要 求 书 CN 103987311 A 3 1/8 页 4 具有有条件的功率消耗的医学装置 背景技术 0001 本发明一般地涉及用于监视器患者的生理参数的技术。具体地， 本发明的实施例 涉及通过基于生理参数的测量有条件地降低处理功率来降低医学装置的总体功率消耗。 0002 本部分打算向读者介绍可与下文将描述和 / 或主张的本发明的各个方面相关的 技术的各个方面。 相信本论述有助于向读者提供背景信息以帮助读者更好地理解本发明的 各个方面。因此， 应理解， 应从这一角度来阅读这些陈述， 而不应将其作为对现有技术的承 认。 0003 在医学领域中， 医生经常需要监视其患者的某些生理特征。 因此， 。
10、已研发用于监视 患者的某些生理特征的各种各样的装置。 所述装置向医生和其它健康护理人员提供为对其 患者提供最好的可能健康护理而需要的信息。因此， 所述监视装置已成为现代医学中不可 或缺的部分。 例如， 光体积描记术是用于监视患者的生理特征的常见技术， 且一种基于光体 积描记术技术的装置通常称作脉搏血氧计。 脉搏血氧计可用于测量和监视患者的各种血流 特征。脉搏血氧计可用于监视动脉血中血红蛋白的血氧饱和度、 供应组织的个体血液脉动 的体积和 / 或对应于患者每一次心跳的血液脉动速率。实际上， 脉搏血氧测定法中的 “脉 搏” 是指在每一心动周期期间组织中随时间变化的动脉血量。 0004 医院环境中的。
11、患者可通过包括基于脉搏血氧测定法技术的装置在内的多种医学 装置监视。例如， 卓越的脉搏血氧测定法监视器可包括用于接收传感器信号并使用所述信 号来确定血氧饱和度的处理器。根据装置的配置， 耦合到监视器的电源可向任何相关传感 器(例如， 一或多个光源及相应的检测器)、 机械系统、 显示器和处理器提供功率。 对于能够 使用电池电力的装置来说， 需要降低功率消耗以延长电池寿命。 然而， 对于使用壁装电源插 座 (wall outlet) 作为电源的装置来说， 包括降低功率消耗的特征以在所述装置内更有效 地分配功率也可能有利。 附图说明 0005 在阅读以下详细描述并参考图式后， 所揭示技术的优点可变得。
12、显而易见， 图式 中 ： 0006 图 1 是根据实施例的患者监视系统的图解说明 ； 0007 图 2 是根据实施例的可以高功率或低功率模式操作的患者监视器的方框图 ； 0008 图 3 是根据实施例的确定功率模式的方法的流程图 ； 0009 图 4 是可与低功率模式相关的生理参数的趋势的实例 ； 0010 图 5 是可与高功率模式相关的生理参数的趋势的实例 ； 且 0011 图 6 是根据实施例的使用报警极限计算确定功率模式的方法的流程图。 具体实施方式 0012 下文将描述本技术的一或多个具体实施例。 为了力图提供对这些实施例的简洁描 述， 并不在说明书中描述实际实施方案的所有特征。 应了。
13、解， 在研发任何此种实际实施方案 说 明 书 CN 103987311 A 4 2/8 页 5 时， 如在任何工程或设计项目中， 必须做出众多实施方案特定决策以实现研发者的特定目 标， 例如， 符合系统相关及商业相关的约束条件 ( 约束条件在不同的实施方案之间可能不 同 )。此外， 应了解， 此类研发工作可能为复杂且耗时的， 然而， 其对于获益于本发明的所属 领域的技术人员来说， 则不过是一项常规的设计、 制作和制造任务。 0013 本文提供用于降低医学装置 ( 例如， 脉搏血氧计 ) 的功率消耗的技术。如下文所 更详细讨论， 本发明描述从耦合到医学装置的传感器获得体积描记信号并从所述信号确定。
14、 一或多个生理参数的方法。基于所确定生理参数的一或多个特征， 装置可在高功率操作模 式与低功率操作模式之间切换。例如， 如果生理参数的趋势相对稳定且与低临床并发症相 关， 那么所述装置可进入低功率模式。然而， 如果所述趋势不稳定和 / 或如果所述生理参数 的测量值相对快速地变化， 那么所述装置可进入较高功率模式。高功率模式和低功率模式 的特征可在于分配给所述装置的一或多个硬件组件的功率的变化。例如， 提供给患者传感 器的光源的功率在低功率模式下可能降低， 其在某些实施例中还可能与所检测信号的降低 的取样速率相关。在一个实施例中， 相比于高功率模式和低功率模式的特征在于硬件功率 消耗的变化(例如。
15、， 提供给光源的驱动功率的变化)的技术， 本发明的实施例还涉及通过软 件实现的功率分配的变化， 例如， 处理功率消耗的变化。 0014 在特定实施例中， 高功率模式的特征可在于用以确定生理参数的算法计算频率更 高或刷新速率更高。也就是说， 高功率模式可与更大的处理功率相关联。高功率模式可适 合具有快速变化或高度可变的生理参数的患者。对于所述患者来说， 频率更高的参数计算 可警示看护者有临床状况的突变。相比之下， 具有相对稳定的所测量生理参数 ( 例如， 具有 平坦的趋势线 ) 的患者可利用频率较低的参数计算进行充分地监视。这种频率较低的计算 可为低功率模式的特征， 其可降低所述装置的总体处理功。
16、率。 根据特定实施方案， 高功率模 式与低功率模式之间的切换的确定可为有条件的， 且基于一或多个生理参数的趋势线、 可 变性、 阈值或其组合。 0015 虽然对于电池供电的医学装置来说可能担心功率消耗， 但使功率消耗最小化也可 向使用插座或固定电源操作的装置提供益处。 医学装置的功率消耗可包括由相关联的传感 器、 机械系统 ( 例如冷却系统 )、 显示器和处理器使用的任何功率。虽然处理功率可仅占医 学装置消耗的总功率的一小部分， 但更有效的处理可引起更低的平均功率消耗。这进而可 能使装置在操作期间的总体加热更低， 从而可使冷却和排气系统消耗的功率更小。在另一 实例中， 多参数监视系统可包括能够。
17、从医学传感器接收光体积描记术信号并从所述信号确 定生理参数的一或多个模块。所述多参数系统可能能够接受多个额外模块， 每个模块专用 于特定传感器或监视技术 ( 例如， 脉搏血氧测定法、 ECG、 血压 )。所述多参数系统的配置可 能受限于利用整组相关联的模块运行的系统的总功率要求。 如果一或多个模块经配置以通 过有条件的处理降低以更低功率模式更有效地操作， 那么多参数系统可利用更多模块实施 或可配置成具有更小风扇以实现更有效的功率分配。或者， 如果一个模块的平均功率消耗 降低， 那么更低平均功率消耗可允许在多参数系统中并入具有更高平均功率消耗的在计算 上更复杂的模块或可允许将一个模块的处理功率重。
18、新引导到另一模块。 本文提供的技术可 结合独立的监视器或多参数监视装置使用。 0016 考虑到这一点， 图 1 描绘可结合医学传感器 12 使用的患者监视系统 10 的实施例。 虽然所描绘的实施例涉及光体积描记术或脉搏血氧测定法， 但系统 10 可经配置以利用适 说 明 书 CN 103987311 A 5 3/8 页 6 宜的医学传感器获得多种医学测量。例如， 系统 10 另外可经配置以确定组织水合、 总血红 蛋白、 局部饱和度或任一其它适宜的生理参数。如所述， 系统 10 包括以通信方式耦合到患 者监视器 14 的传感器 12。传感器 12 包括一或多个发射器 16 和一或多个检测器 18。
19、。传感 器 12 的发射器 16 和检测器 18 经由电缆 24 通过耦合到传感器端口的插头 25 而耦合到监 视器 14。另外， 监视器 14 包括监视器显示器 20， 其经配置以显示关于生理参数的信息、 关 于系统的信息和/或报警指示。 监视器14可包括各种输入组件22， 例如手柄、 开关、 键和小 键盘、 按钮等， 以提供监视器的操作和配置。监视器 14 还包括可用于执行代码 ( 例如用于 实施本文所讨论的技术的代码 ) 的处理器。 0017 监视器 14 可为任一适宜的监视器， 例如， 购自奈普特普瑞登贝内特 LLC(Nellcor Puritan Bennett LLC)的脉搏血氧测。
20、定法监视器。 此外， 为了升级由监视器14提供的常规 操作以提供额外功能， 监视器 14 可通过连接到传感器输入端口的电缆 32 或通过连接到数 字通信端口的电缆 36 或通过 RF 或光学无线链路耦合到多参数患者监视器 26。另一选择 为， 可将本文所提供的技术并入一或多个与多参数患者监视器 26 具有插入式连通性的个 别模块中。所述模块可包括允许将所计算生理参数发送到主机多参数监视器的连接器。另 外， 监视器14或另一选择为， 多参数患者监视器26可经配置以计算生理参数并提供中央显 示器 28 用于将来自监视器 14 和来自其它医学监视装置或系统的信息可视化。多参数监视 器 26 包括可经。
21、配置以执行代码的处理器。多参数监视器 26 还可包括各种输入组件 30， 例 如手柄、 切换器、 键和小键盘、 按钮等， 以提供多参数监视器 26 的操作和配置。另外， 监视器 14 和 / 或多参数监视器 26 可连接到网络以使得能够与服务器或其它工作站共享信息。在 某些实施例中， 传感器12可为无线传感器12。 因此， 无线传感器12可使用任何适宜的无线 标准与患者监视器 14 和 / 或多参数患者监视器 26 建立无线通信。举例来说， 无线模块可 能能够使用紫蜂 (ZigBee) 标准、 无线 HART 标准、 蓝牙标准、 IEEE802.11x 标准或 MiWi 标准 中的一或多者进行。
22、通信。在其中传感器 12 经配置用于无线通信的实施例中， 电缆 24 的应 变消除特征可容纳于传感器主体 34 中。 0018 如本文所提供， 传感器12可为适合检测一或多个生理参数的传感器。 传感器12可 包括光学组件(例如， 一或多个发射器16和检测器18)。 在一个实施例中， 传感器12可经组 态用于血液和组织组份的光电检测。例如， 传感器 12 可包括脉搏血氧测定法传感功能性用 于确定血液的氧饱和度以及来自通过血氧测定法技术检测到的体积描记波形的其它参数。 血氧测定法系统可包括在患者上的部位 ( 通常为指尖、 足尖、 前额或耳垂 ) 处或 ( 在新生儿 的情况下 ) 跨过脚放置的光传感。
23、器 ( 例如， 传感器 12)。传感器 12 可使用发射器 16 将光传 送经过血液灌注组织且以光电方式传感组织中光的吸收。例如， 监视器 14 可测量光传感器 随时间接收的光的强度。代表光强度对时间的信号或此信号的数学变换形式 ( 例如， 其换 算形式、 其所取对数、 其所取对数的换算形式等 ) 可称作光体积描记器 (PPG) 信号。然后可 使用光强度或所吸收的光量来计算所测量的血液组份 ( 例如， 氧基血红蛋白 ) 的量和其它 生理参数， 例如脉搏率， 且在发生每一个别脉搏时进行。通常， 将穿过组织的光选择为具有 一或多个波长， 所述波长被血液吸收的量代表存在于血液中的血液组份的量。穿过组。
24、织的 光的量根据组织中血液组份的变化量和相关的光吸收而变化。可使用至少两个 ( 例如， 红 光和红外光 (IR) 波长， 因为已观察到高度氧合的血液将比具有更低氧饱和度的血液吸收 相对更少的红光和更多的红外光。 然而， 应当理解， 可根据情况使用任一适当的波长， 例如， 说 明 书 CN 103987311 A 6 4/8 页 7 绿光等。此外， 光体积描记术测量可基于仅一个、 两个或三个或更多个波长的光来确定。 0019 转到图 2， 根据实施例图解说明医学系统 10 的简化方框图。如所述， 传感器 12 可 包括呈发射器 16 和检测器 18 形式的光学组件。发射器 16 和检测器 18 。
25、可相对于彼此呈反 射型或透射型配置布置。然而， 在其中传感器 12 经配置用于患者前额 ( 例如单独或结合帽 子或头带 ) 上的实施例中， 发射器 16 和检测器 18 可呈反射配置。所述传感器 12 可用于脉 搏血氧测定法或局部饱和度监视 ( 例如，监视 )。发射器 16 还可为发光二极管、 超发光发光二极管、 激光二极管或垂直空腔表面发射激光 (VCSEL)。发射器 16 和检测器 18 还可包括光纤传感元件。发射器 16 可包括宽带或 “白光” 源， 在这种情况下， 检测器可包括 用于选择特定波长的多种元件中的任一者， 例如反射或折射元件、 吸收式滤波器、 介电堆叠 滤波器或干涉仪。这些。
26、种类的发射器和 / 或检测器通常可通过纤维光学器件耦合到传感 器 12。另一选择为， 传感器组合件 12 可传感从组织检测到的光， 所述光的波长不同于发射 到组织中的光。所述传感器可适于结合适当的传感元件传感荧光、 磷光、 拉曼散射 (Raman scattering)、 瑞利散射 (Rayleigh scattering) 和多光子事件或光声效应。 0020 在某些实施例中， 发射器 16 和检测器 18 可经配置用于脉搏血氧测定法。应当注 意， 发射器 16 可能能够将至少两个波长的光 ( 例如， 红光和红外 (IR) 光 ) 发射到患者的组 织中， 其中红光波长可在约 600 纳米 (n。
27、m) 与约 700nm 之间， 且 IR 波长可在约 800nm 与约 1000nm之间。 发射器16可包括例如具有两个LED的单一发射装置， 或发射器16可包括在不 同位置具有例如多个 LED 的多个发射装置。在一些实施例中， 发射器 16 的 LED 可发射三个 或更多个不同波长的光。 所述波长可包括在约620-700nm之间(例如， 660nm)的红光波长、 在约690-770nm之间(例如， 730nm)的远红光波长和在约860-940nm之间(例如， 900nm)的 红外光波长。 其它波长可包括例如在约500-600nm和/或1000-1100nm和/或1200-1400nm 之间的。
28、波长。不管发射装置的数目如何， 来自发射器 16 的光均可用于测量例如氧饱和度、 水分数、 血细胞比容或患者的其它生理参数。 应当理解， 如本文所使用， 术语 “光” 可指超声、 无线电、 微波、 毫米波、 红外线、 可见光、 紫外线、 射线或 X 射线电磁辐射中的一或多者， 且 还可包括无线电、 微波、 红外线、 可见光、 紫光线或 X 射线波谱内的任何波长， 且任一适宜波 长的光均可适合与本发明一起使用。在另一实施例中， 两个发射器 16 可经配置用于局部饱 和度技术。为此， 发射器 16 可包括两个能够发射至少两个波长的光 ( 例如， 红光或近红外 光 ) 的发光二极管 (LED)。在一。
29、个实施例中， LED 发射 600 纳米到约 1000nm 范围内的光。 在特定实施例中， 一个 LED 能够发射 730nm 的光且另一 LED 能够发射 810nm 的光。 0021 在传感器 12 的任一适宜配置中， 检测器 18 可为可能能够检测不同强度和波长的 光的检测器元件阵列。在一个实施例中， 光在穿过患者的组织后进入检测器 18 中。在另一 实施例中， 从发射器 16 发射的光可被患者组织中的成份反射而进入检测器 18 中。检测器 18可将接收到的给定强度的光(其可与患者组织中光的吸收和/或反射直接相关)转换成 电信号。也就是说， 当吸收较多的某一波长的光时， 通常通过检测器 。
30、18 从所述组织接收到 较少的所述波长的光， 且当反射较多的某一波长的光时， 通常通过检测器 18 从组织接收到 较多的所述波长的光。检测器 18 可接收尚未进入组织中的待用作参考信号的光。在将接 收到的光转换成电信号后， 检测器 18 可将所述信号发送到监视器 14， 其中可至少部分地基 于患者组织对光的吸收和 / 或反射来计算生理特征。 0022 在某些实施例中， 医学传感器 12 还可包括编码器 47， 所述编码器可提供指示发射 说 明 书 CN 103987311 A 7 5/8 页 8 器 16 的一或多个光源的波长的信号， 从而可允许选择适当的校准系数用于计算物理参数 ( 例如血氧。
31、饱和度 )。编码器 47 可例如为编码的电阻器、 EEPROM 或其它编码装置 ( 例如电 容器、 感应器、 PROM、 RFID、 并联驻留电流或比色指示器 )， 其可向微处理器 48 提供与医学传 感器 12 的特征有关的信号， 使得微处理器 48 能够确定医学传感器 12 的适当校准特征。此 外， 编码器47可包括加密编码， 所述加密编码防止医学传感器12的可弃部分被不能解码所 述加密的微处理器 48 识别。例如， 检测器 / 解码器 49 可翻译来自编码器 47 的信息， 然后 其可由处理器 48 适当地处置。在一些实施例中， 可不存在编码器 47 和 / 或检测器 / 解码 器48。。
32、 在一些实施例中， 由编码器47保持的加密信息本身可通过加密数据协议传输到检测 器 / 解码器 49， 以确保 47 与 49 之间的通信。 0023 来自检测器 18 和 / 或编码器 47 的信号可传输到监视器 14。监视器 14 可包括耦 合到内部总线 50 的一或多个处理器 48。ROM 存储器 52、 RAM 存储器 54、 非易失性存储器 56、 显示器 20 和控制输入 22 也可连接到总线。时间处理单元 (TPU)58 可向光驱动电路 60 提供定时控制信号， 当激活发射器 16 时且如果使用多个光源， 所述光驱动电路控制用于不 同光源的多路复用定时。TPU58 还可通过切换电。
33、路 64 来控制来自检测器 18 的信号的选通 (gating-in)。如果使用多个光源， 那么在适当时间对这些信号进行取样， 这至少部分地取 决于激活多个光源中哪个光源。来自检测器 18 的接收信号可穿过一或多个放大器 ( 例如， 放大器 62 和 66)、 低通滤波器 68 和模拟 - 数字转换器 70 以用于对来自传感器 12 的电信 号进行放大、 过滤和数字化。数字数据然后可存储于排队串行模块 (QSM)72 中， 用于稍后在 QSM72 填满时下载到 RAM54。在实施例中， 对于所接收的多个光波长或光谱来说， 可存在用 于单独放大器、 滤波器和 A/D 转换器的多个平行路径。 00。
34、24 至少部分地基于由对应于脉搏血氧测定法传感器 20 的光学组件接收到的光的接 收信号， 微处理器48可使用各种算法(例如由NellcorTMN-600xTM脉搏血氧测定法监视器采 用的算法 ) 来计算氧饱和度和 / 或心率， 所述 NellcorTMN-600xTM脉搏血氧测定法监视器可 结合各种 NellcorTM脉搏血氧测定法传感器 ( 例如 OxiMaxTM传感器 ) 使用。另外， 微处理器 48 可使用各种方法 ( 例如本文所提供的方法 ) 计算和 / 或显示趋势或参数可变性。这些 算法可采用某些系数， 其可根据经验确定， 且可对应于所用光的波长。 算法和系数可存储于 ROM52 。
35、或其它适宜的计算机可读的存储媒体中并且根据微处理器 48 指令进行存取和操作。 在一个实施例中， 校正系数可作为查找表格提供。 0025 在某些实施例中， 系统 10 能够在高功率模式与低功率模式之间切换。能够使用参 数条件作为输入在高功率模式与低功率模式之间切换的监视器 14 可使总体平均功率消耗 降低。在一个实例中， 当实施本技术时， 监视器 14 或模块的脉搏血氧测定法功能性可低于 100mW 或低于 80mW。在高功率模式期间， 处理功率可占功率消耗的大于 30mW。降低处理功 率以使处理器的平均功率消耗低于 30mW( 或低于 80mW 的总体消耗 ) 可在通过或不通过其 它技术进一。
36、步降低功率的情况下实现所需的低功率特征。然而， 本文所提供的技术可与实 现功率消耗的甚至进一步降低的基于硬件的技术组合使用。 例如， 监视器14可有约50mW功 率耗散到传感器 12 的光学组件 ( 例如， LED 驱动器 )。在某些实施例中， 低功率模式的一个 实施例可降低到发射器 16 的功率。用于降低功率消耗的其它技术可包括使显示器变暗或 降低信号取样速率。因此， 低功率模式可包括用于降低功率消耗的基于软件的技术和 ( 在 某些实施例中 ) 基于硬件的技术。 说 明 书 CN 103987311 A 8 6/8 页 9 0026 处理功率的降低可通过改变生理参数的计算速率来实现。 高功率。
37、模式可与频率高 于低功率模式的计算速率 / 秒相关。在一个实施例中， 血氧饱和度和 / 或心率的计算速率 可为约 78 次 / 秒， 而低功率模式可与 50 次 / 秒或更小的计算速率相关。在一个实施例中， 达到约每秒一次的计算速率可实现对稳定患者的充分监视。类似地， 其它参数可基于所述 参数的适当的生理计算具有在高功率模式下相对于低功率模式频率更高的特征性计算速 率。例如， 呼吸率在高功率模式下可约每 5 秒计算一次且在低功率模式下可每 30 秒计算一 次。 另外， 根据用于监视器的其它功率条件， 计算频率的降低可伴随接收信号的取样速率的 降低。在其中减小发射器的驱动周期以节省功率的配置中，。
38、 取样速率也降低。 0027 图 3 是图解说明根据某些实施例的选择用于脉搏血氧测定法监视器的功率模式 的方法 80 的工艺流程图。应当理解， 在高功率和低功率的类别内可能存在所述模式的各种 等级， 并且系统 10 能够基于患者参数条件自动地确定适当的功率模式。所述方法可作为自 动化程序通过系统 ( 例如包括患者监视器 14 和传感器 12 的系统 ) 执行。另外， 所述方法 的某些步骤可通过处理器或基于处理器的装置 ( 例如患者监视器 14) 执行， 所述处理器或 基于处理器的装置包括用于实施方法 80 的某些步骤的指令。根据实施例， 方法 80 始于在 步骤 82 将脉搏血氧测定法传感器 。
39、12 耦合到患者和在步骤 84 接收来自传感器 12 的脉搏信 号。 0028 在步骤86， 监视器14在一段时间内使用来自传感器12的数据以计算生理参数， 例 如血氧饱和度。 在所描绘的实施例中， 监视器14的默认设置是高功率模式。 然而， 其它实施 方案可包括用户选择的功率模式。在步骤 88， 基于个别数据值计算与参数的趋势相关的度 量。 趋势度量可包括瞬时斜率、 在预定时间段内参数的斜率、 斜率的绝对值或组合斜率数据 与平均参数数据的度量。 基于血氧饱和度的趋势度量， 监视器14确定低功率模式在步骤90 是否适当。如果低功率模式是适当的， 那么方法 80 通过处理器 ( 例如， 微处理器。
40、 48) 改变 某些处理步骤并降低总体功率消耗在步骤 92 切换到低功率模式。如果高功率模式是适当 的， 那么方法 80 返回到步骤 86。方法 80 还可包括对使用中的功率模式的显示或指示。虽 然监视器 14 可利用默认的高功率模式并且在适当条件下自动切换到低功率模式来实施， 但功率模式选择可基于用户输入进行并且根据真值表操作。例如， 监视器 14 可基于生理参 数趋势确定用户选择的低功率模式是否适当。 0029 如所提供， 切换到低功率模式的确定可基于生理参数的趋势数据的一或多个特征 进行。例如， 图 4 是在线 102 上显示为每分钟心跳次数的心率的趋势图 100 的实例。在所 描绘的实。
41、例中， 趋势线 102 大体上稳定且在约 60bpm 的正常范围内。对于所述患者来说， 较 低功率模式可能适当， 因为患者的生理条件没有变化。用于确定趋势的时间窗可由看护者 选择或可自动地确定。在所描绘的实例中， 时间窗为约 1 小时。根据所选时间窗， 较近的计 算相对于较远的计算可赋予较大的权重。 0030 图 5 是显示为呈下降趋势的线 112 的血氧饱和度的趋势图 110 的实例。在所描绘 的实例中， 下降趋势可与高功率模式相关。也就是说， 患者的状况可充分地可变， 使得参数 的计算速率增加。通过切换到频率更高的参数计算， 可更精确地评价变化或突突。这可能 适合于具有相对可变或变化的状况。
42、的患者。在某些实施例中， 下降趋势可与阈值组合以确 定向低功率模式或高功率模式的变化。如果下降趋势与超出正常的值相关， 那么可比在下 降趋势维持所述参数在正常值内时更快速地触发高功率模式。 说 明 书 CN 103987311 A 9 7/8 页 10 0031 在一个实施例中， 特定生理参数的趋势可基于给定参数的变化速率进行定量且高 功率模式与低功率模式之间的切换可基于所述趋势值进行。例如， 超出预定极限或范围的 趋势值可与高功率模式相关。 所述趋势可为瞬时斜率或对来自预定窗的数据拟合的线的斜 率。 此外， 斜率可为正或负， 这取决于生理参数是呈上升趋势还是下降趋势。 在一个实例中， 患者可。
43、具有在正常范围中的平均参数值。对于所述患者来说， 缓慢的上升或下降趋势 ( 例 如， 特征在于缓慢变化的参数的在极限内的斜率 ) 仍可获得在正常范围中的测量值。因此， 所述斜率可视为在测量值的背景下。在正常值背景下的平缓斜率可与低功率模式相关。除 了测量参数以外， 还可从体积描记波形的特征计算趋势。 例如， 可使用脉搏幅度的趋势或可 变性来确定高功率模式或低功率模式是否适当。如果参数的趋势计数器显示为低功率模 式， 那么将禁止或延迟用户选择直到趋势稳定且低功率模式适当。 在所述实施例中， 显示器 20 可提供高功率模式生效的指示。 0032 可根据任一适宜的技术获得和计算参数计算和趋势数据。在。
44、实施例中， 连续子波 处理系统或处理器 ( 例如， 处理器 48) 可使用传感器信号生成 SpO2信号或趋势。SpO2信号 或趋势可例如源于子波比表面积， 源于利萨如图形 (Lissaious figure)， 或这两者， 如美国 专利公开案第 2006/0258921 号中所讨论， 其全文在此以引用方式并入本文中。可使用用于 确定SpO2信号或趋势的任一其它适宜技术， 例如任何适宜的时域技术。 在实施例中， 子波处 理系统可处理 SpO2信号或趋势以确定触发报警是否适当。例如， 系统 10 中的处理器 48 可 生成 SpO2信号并分析所述信号以确定患者的血液氧合水平处于危险水平和 / 或显。
45、示危险 模式的时间。在实施例中， 系统 10 可处理 SpO2信号并确定生理参数， 以便在所述参数的移 动平均值低于阈值且所述信号的瞬时斜率是非正的 ( 例如， 远离正常移动 ) 时触发高功率 模式。此外， 与低功率和高功率模式相关的斜率和参数计算的阈值或范围可基于个别参数 的的经验证据或临床数据确定。在一个实施例中， 斜率的持续变化可触发向高功率模式的 切换。 0033 在本发明的其它实施例中， 参数可变性可用作输入以确定高功率模式与低功率模 式之间的切换。例如， 方法 80 可使用血氧饱和度可变性或心率可变性作为输入。在一个实 施例中， 大于 50 毫秒 (ms) 或 75ms 的心率可变。
46、性值可与高功率模式相关。确定所关注的参 数的可变性可通过任一适宜的方法 ( 包括时域方法 ) 实现。例如， 可变性可至少部分地通 过从脉搏血氧测定法传感器收集的数据计算时域统计数据来确定， 所收集的数据例如平均 心率、 脉搏间隔的标准偏差 (SDNN)、 连续脉搏间隔的均方差的平方根 (RMSSD) 和不同于平 均值的脉搏间隔的比例(pNN50)。 在替代性实施例中， 参数可变性可使用频域法确定。 高度 可变的参数可与高功率模式相关， 而相对稳定的参数可与低功率模式相关。与低功率模式 和高功率模式相关的可变性的阈值或范围可基于个别参数的经验证据或临床数据确定。 例 如， 某些参数可与临床正常患。
47、者的更自然的可变性相关。 0034 在具体实施例中， 高功率模式与低功率模式之间的切换可基于使用一组预定极限 计算的报警数据进行。例如， 脉搏血氧测定法监视器 ( 例如购自奈普特普瑞登贝内特 LLC 的脉搏血氧测定法监视器 ) 可并入 SatSecondsTM报警管理系统， 例如揭示于美国专利第 5,865,736 号、 美国专利第 6,754,516 号或美国专利第 7， 123,950 号中的系统， 这些专利 的全部揭示内容均出于所有目的以引用方式并入本文中。一般来说， SatSecondsTM报警管 理通过对报警阈值与患者随时间测量的生理参数之间的面积进行积分来操作。例如， 不是 说 明。
48、 书 CN 103987311 A 10 8/8 页 11 在患者的测量 SpO2下降到低于阈值立即发出报警声， 而是当患者的 SpO2水平低于阈值时， SatSecondsTM系统通过对阈值 SpO2与患者的 SpO2水平之间的差进行积分来测量面积。当 SatSecondsTM值超过阈值 ( 例如， 预设阈值或用户输入的阈值 ) 时， 可向看护者警示患者的 氧饱和度过低。在一个实施例中， 当 SatSecondsTM值超过阈值时， 监视器 14 可从低功率模 式自动地切换到高功率模式。 0035 另外， 监视器 14 或如本文所提供的其它医学装置可并入饱和模式检测 (SPD) 报 警。在图 。
49、6 中所示的流程图 116 中， 可使用 SPD 报警极限来确定监视器 14 是否呈适当的功 率模式。基于在步骤 120 计算的患者的血氧饱和度， 监视器 14 可确定在步骤 122 是否已出 现特征性饱和模式。 所述模式可使用执行统计学方法的算法以在SpO2数据的趋势中发现潜 在的往复峰和最低点。最低点可定义为往复中的最小 SpO2值。峰可包括上升峰 ( 例如， 往 复中出现于最低点后的最大 SpO2值 ) 和 / 或下降峰 ( 例如， 往复中出现于最低值前的最大 SpO2值 )。SPD 指数 (SPDi) 基于这些模式及其严重程度建立， 例如如颁予林恩 (Lynn) 的美 国专利公开案第2006/0235324号或颁予巴彻尔德(Batchelder)等人的美国专利公开案第 2010/0113909 号中所提供， 这两个专利的说明书的全部内容均出于所有目的以引用方式并 入本文中。特定来说， 系统 10 可从所述数据计算生理参数并确定所计算的生理参数是否超 过与报警事件相关的某些阈值。如果饱和模式计数器低于阈值， 那么监视器 14 切换到低功 率模式。另一选择为， 监视器 14 可允许用户设定低功率模式。如果饱和计数器高于报警阈。