背景技術(shù)：

利用遠(yuǎn)程監(jiān)測(cè)患者狀態(tài)的能力來連續(xù)監(jiān)測(cè)生命體征是正在發(fā)展的領(lǐng)域，并且將多個(gè)測(cè)量能力合并到可由患者一次佩戴多天的單個(gè)小的不顯眼的貼片(即，身體佩戴的貼片)內(nèi)的能力是合乎需要的特征。一個(gè)這樣的測(cè)量是常常由脈搏血氧計(jì)實(shí)現(xiàn)的血氧濃度。然而，當(dāng)前的脈搏血氧計(jì)設(shè)計(jì)并不有利于由諸如小鈕扣電池(smallcoincellbattery)的超低功率源來供電，并且因此不適合于合并到身體佩戴的貼片中。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

各方面的系統(tǒng)、方法和設(shè)備提供能夠至少部分地基于對(duì)由接收器電路接收的光量的測(cè)量來確定血屬性(例如獲取血氧和/或脈搏讀數(shù))同時(shí)由具有有限電流容量的電源供電的設(shè)備。各方面可使諸如脈搏血氧計(jì)或心臟監(jiān)測(cè)器的設(shè)備能夠合并到小的不顯眼的身體貼片中，同時(shí)使所述設(shè)備能夠由等效于小鈕扣電池或印刷電池的電流源供電。在示例性設(shè)備中，小鈕扣電池或印刷電池可以用于給電容器充電。當(dāng)電容器達(dá)到預(yù)定電壓時(shí)，電池/充電電路可以與電容器斷開，并且電可以被允許從電容器流到發(fā)光二極管(led)。由于led不再需要由恒定電流驅(qū)動(dòng)，因此這種技術(shù)可以消除對(duì)于恒定電流和/或在設(shè)備中的高功率源的需求。在一些示例性系統(tǒng)、方法和設(shè)備中，設(shè)備可以是能夠進(jìn)行心率測(cè)量同時(shí)由具有有限的電流容量的電源供電的心率監(jiān)測(cè)器。在一些示例性系統(tǒng)、方法和設(shè)備中，設(shè)備可以是能夠進(jìn)行血氧測(cè)量同時(shí)由具有有限的電流容量的電源供電的脈搏血氧計(jì)監(jiān)測(cè)器。

在示例性設(shè)備中，光電檢測(cè)器可以通過led與電容器的放電緊密地同步。光電檢測(cè)器的輸出可以連接到積分電容器。就在充電電容器連接到led以使led導(dǎo)通之前，可以使積分電容器放電。當(dāng)led導(dǎo)通時(shí)，由led發(fā)射的光子的一部分可以由光電檢測(cè)器檢測(cè)，所述光電檢測(cè)器可以將這些檢測(cè)到的光子轉(zhuǎn)換成由積分電容器積分(即，存儲(chǔ))的電流。當(dāng)led截止時(shí)，設(shè)備的微處理器可以測(cè)量存儲(chǔ)在積分電容器中的電壓以確定光電檢測(cè)器的輸出，其可以轉(zhuǎn)換成led信號(hào)幅度或用于計(jì)算血氧濃度。最小化在使積分電容器放電與使led導(dǎo)通之間的時(shí)間以及還有在使led截止與獲取積分電容器的電壓讀數(shù)之間的時(shí)間可以使由電路檢測(cè)到的環(huán)境光量最小化并提高電路的整體性能。

在一個(gè)方面中，電流需求進(jìn)一步由進(jìn)行測(cè)量以與患者的脈博周期中的期望點(diǎn)重合以便使電路被通電以獲取樣本的時(shí)間量最小化時(shí)的定時(shí)限制。為了與脈博周期同步，可以在短時(shí)間量(例如一秒)內(nèi)使用led獲取多個(gè)初步樣本。這些樣本可以足夠頻繁以跨越完整的脈博周期，而不考慮患者的當(dāng)前心率。在另一方面中，可以獲取樣本使得不在一個(gè)脈博周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)。在小于完整的脈博周期內(nèi)獲取樣本可以增加得到初始讀數(shù)所需的時(shí)間，同時(shí)減小在鈕扣電池或印刷電池上的電流消耗。使用來自初步樣本的測(cè)量，設(shè)備的微處理器可以通過觀察測(cè)量值中的變化來計(jì)算患者的心率和定時(shí)。處理器可以使用所計(jì)算的值來預(yù)測(cè)隨后的脈搏最大值和最小值，并激活電路以獲取在脈博周期或波形中的那些點(diǎn)處的讀數(shù)。可接著在每個(gè)隨后的脈博周期或波形上獲取最小數(shù)量的讀數(shù)。例如，可以限制讀數(shù)，使得獲取剛好足夠的讀數(shù)以確保讀數(shù)保持與脈搏波形的最大值和最小值部分的同步。如果患者的心率發(fā)生變化，則微處理器可以調(diào)節(jié)伴隨的脈博最大值和最小值的預(yù)測(cè)定時(shí)。如果必要，處理器可以通過獲取全秒值樣本(fullsecond’sworthofsamples)來與心率重新同步并使用那些樣本來重新計(jì)算脈搏最大值和最小值的定時(shí)。

附圖說明

并入本文并構(gòu)成本說明書的部分的附圖示出了本公開的教導(dǎo)的示例性實(shí)施例，并與以上給出的概括性描述和以下給出的詳細(xì)描述一起用來解釋本公開的特征。

圖1是示出用于配置為使電流消耗最小化的設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器)的第一實(shí)施例電路的電路圖。

圖2是示出用于配置為使電流消耗最小化的設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器)的第二實(shí)施例電路的電路圖。

圖3是示出用于配置為使電流消耗最小化的設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器)的第三實(shí)施例電路的電路圖。

圖4是示出鎖定過程和隨后的脈搏測(cè)量的樣本心率曲線圖。

圖5a是示出用于執(zhí)行鎖定過程的實(shí)施例方法的過程流程圖。

圖5b是示出用于基于由心率監(jiān)測(cè)器接收的光量來確定心率的實(shí)施例方法的過程流程圖。

圖6是示出根據(jù)實(shí)施例的采樣率調(diào)節(jié)的樣本心率曲線圖。

圖7是示出根據(jù)實(shí)施例的另一采樣率調(diào)節(jié)的樣本心率曲線圖。

圖8是示出實(shí)施例采樣率調(diào)節(jié)過程的過程流程圖。

圖9是示出包括放置在患者上的脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器的實(shí)施例電子貼片的示圖。

具體實(shí)施方式

將參考附圖詳細(xì)地描述各種實(shí)施例。只要可能，相同的參考標(biāo)記將在全部附圖中用于表示相同或相似的部分。對(duì)特定例子和實(shí)施方式的參考是出于舉例說明的目的，并不旨在限制本發(fā)明或權(quán)利要求的范圍。

詞語“示例性”在本文中用于表示“用作例子、實(shí)例或例證”。在本文中被描述為“示例性”的任何實(shí)施方式并不一定被解釋為相對(duì)于其它實(shí)施方式是優(yōu)選的或有利的。

脈搏血氧計(jì)監(jiān)測(cè)在血流中的氧水平。脈搏血氧計(jì)通常通過發(fā)出兩個(gè)不同波長(zhǎng)的光穿過身體部分并測(cè)量在兩個(gè)不同波長(zhǎng)處的原始光和所接收的光的幅度上的相對(duì)差異來進(jìn)行操作。例如，一個(gè)波長(zhǎng)可以是紅色的，而另一波長(zhǎng)是紅外的。具有較低水平的氧的血液可傾向于吸收較少的紅外光和較多的紅光?；蛘?，具有較高水平的氧的血液可傾向于吸收較多的紅外光和較少的紅光。因此，適當(dāng)校準(zhǔn)的脈搏血氧計(jì)可以通過發(fā)射紅色和紅外波長(zhǎng)的光并在光穿過身體部分(例如，指尖或耳垂)之后測(cè)量紅光和紅外光的相對(duì)量來確定氧水平。

脈搏血氧計(jì)需要電源向光源(例如，發(fā)光二極管或led)提供電流。一種解決方案是向led連續(xù)地提供功率，使得它們總是導(dǎo)通且脈搏血氧計(jì)不斷地收集數(shù)據(jù)。一個(gè)示例性設(shè)計(jì)是使用高精度電流吸收器來控制以壓控源驅(qū)動(dòng)的led的脈搏血氧計(jì)。這些電流脈搏血氧計(jì)設(shè)計(jì)通常消耗相當(dāng)大量的升壓功率。然而，可能不能夠提供足以給脈搏血氧計(jì)的led供電的連續(xù)功率的較低功率源可以比高功率源更廉價(jià)和更有效，并因此可以對(duì)在脈搏血氧計(jì)中使用是優(yōu)選的。而且，向led連續(xù)提供功率可能不十分適合于合并到身體佩戴的貼片中，因?yàn)楦唠娏飨男枰c貼片形狀因子不兼容的較大電池。例如，典型的led驅(qū)動(dòng)電流水平是大約10ma，而典型的鈕扣電池被限于大約6ma的最大電流消耗。

各種實(shí)施例包括能夠基于低電壓和/或電流電源(例如，鈕扣電池或印刷電池)來進(jìn)行操作的設(shè)備，其可以是脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器。鈕扣電池或印刷電池可以是不能供應(yīng)高連續(xù)電流的低電流電源。例如，與可以連續(xù)供應(yīng)0.5電流(即，電池額定容量的0.5倍，使得70ma電池可以供應(yīng)35ma兩個(gè)小時(shí))的鋰離子電池相比，鈕扣電池只可以在短時(shí)間內(nèi)供應(yīng)相對(duì)小的電流(通常在幾秒內(nèi)供應(yīng)大約6ma)。各種實(shí)施例的系統(tǒng)、方法和設(shè)備提供能夠進(jìn)行心率測(cè)量同時(shí)由具有有限電流容量的電源(例如，鈕扣電池或印刷電池)供電的心率監(jiān)測(cè)器。

各種實(shí)施例的系統(tǒng)、方法和設(shè)備包括諸如能夠獲取血氧讀數(shù)的脈搏血氧計(jì)或能夠監(jiān)測(cè)心跳的心率監(jiān)測(cè)器的設(shè)備，其中在消耗有限電流的同時(shí)進(jìn)行測(cè)量。各種實(shí)施例可以使設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì))能夠合并到小的不顯眼的身體貼片中，同時(shí)使設(shè)備能夠在等效于小鈕扣電池或印刷電池的電壓和電流約束內(nèi)操作。在實(shí)施例脈搏血氧計(jì)中，小鈕扣電池或印刷電池可以給電容器充電(在本文中有時(shí)被稱為“充電電容器”)。當(dāng)充電電容器達(dá)到預(yù)定電壓時(shí)，它可以(例如，經(jīng)由開關(guān))與電池/充電電路斷開，并(例如，經(jīng)由開關(guān))連接到led，使得所存儲(chǔ)的電荷可以從電容器流過led，使其短暫地照亮。充電電容器可在連接到led之前與電池/充電電路斷開。為了測(cè)量氧濃度，可以通過使用光電檢測(cè)器以將光子轉(zhuǎn)換成電流來測(cè)量通過患者的組織透射的光。在實(shí)施例中，可以使用第二電容器(在本文中有時(shí)被稱為“積分電容器”)在led照明期間對(duì)光電檢測(cè)器的輸出進(jìn)行累積或積分。因此，使用在充電電容器中存儲(chǔ)的功率周期性地激活照明led，并同時(shí)使用耦合到積分電容器的光電檢測(cè)器進(jìn)行測(cè)量。由于led不再需要由恒定電流驅(qū)動(dòng)，因此這種技術(shù)可消除對(duì)于恒定電流和/或脈搏血氧計(jì)中的高功率源的需求。此外，周期性操作減小從電池消耗的功率量，在由電池供電時(shí)延長(zhǎng)電路的操作壽命。另外，在較長(zhǎng)的時(shí)間內(nèi)消耗較低的電流增加很多電池的功率效率，進(jìn)一步有助于使鈕扣電池或印刷電池成為脈搏血氧計(jì)的可行電源。

在實(shí)施例脈搏血氧計(jì)中，由光電檢測(cè)器對(duì)光進(jìn)行的測(cè)量也可以與led的閃光且因此與充電電容器與led的連接緊密同步。例如，光電檢測(cè)器可以連接到積分電容器以剛好在led發(fā)光之前開始其輸出信號(hào)的積分。然后，光電檢測(cè)器可以與積分電容器斷開以剛好在led截止之前停止積分。脈搏血氧計(jì)的微處理器可以控制將充電電容器連接到led并將積分電容器連接到光電檢測(cè)器的開關(guān)的致動(dòng)。微處理器可以通過測(cè)量積分電容器的電壓來測(cè)量光電檢測(cè)器的輸出。在實(shí)施例中，積分電容器的電壓可轉(zhuǎn)換成led信號(hào)幅度。限制光電檢測(cè)器測(cè)量輸入的時(shí)間可以使環(huán)境光檢測(cè)最小化，導(dǎo)致更準(zhǔn)確的測(cè)量。

在實(shí)施例中，可以通過使所進(jìn)行的測(cè)量最小化來進(jìn)一步限制由脈搏血氧計(jì)消耗的電流。這可以通過使測(cè)量與患者的脈搏周期(也被稱為脈搏波形)同步且只在特定的興趣點(diǎn)處，例如在最大血流的點(diǎn)(“脈搏最大值”)處和在最小血流的點(diǎn)(“脈搏最小值”)處，進(jìn)行測(cè)量來實(shí)現(xiàn)。為了實(shí)現(xiàn)這樣的同步，脈搏血氧計(jì)的處理器可以執(zhí)行同步例程，其中在短時(shí)間段(例如1秒)內(nèi)獲取多個(gè)初步樣本。所述短時(shí)間段(例如1秒)可以是被選擇來增加至少一個(gè)全脈搏周期將出現(xiàn)同時(shí)獲取多個(gè)初步樣本的可能性的時(shí)長(zhǎng)。可以足夠頻繁地進(jìn)行采取以提供脈搏周期的足夠的分辨率而不考慮患者的心率。脈搏血氧計(jì)的微處理器可以使用在初步樣本中收集的測(cè)量來計(jì)算心率并檢測(cè)脈搏最大值的定時(shí)。使用該信息，處理器可以預(yù)測(cè)隨后的最大值和最小值將何時(shí)出現(xiàn)并相應(yīng)地安排測(cè)量?？山又鵀槊總€(gè)隨后的脈搏使用最小數(shù)量的讀數(shù)，例如剛好在脈搏最大值和脈搏最小值處獲取的讀數(shù)?？梢韵拗谱x數(shù)，以便獲取剛好足夠的讀數(shù)以確保處理器可以調(diào)節(jié)讀數(shù)的定時(shí)，由此它們保持與脈搏最大值和最小值的同步。如果失去同步，則微處理器可以例如通過獲取全秒值樣來與心率重新同步，并重新計(jì)算所預(yù)測(cè)的最大值和最小值。

在實(shí)施例中，可以執(zhí)行同步而不在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)。脈搏血氧計(jì)的微處理器可以最初對(duì)波形進(jìn)行二次采樣并調(diào)節(jié)定時(shí)，直到其鎖定到脈搏波形上為止。與在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)比較，這種類型的同步可能花費(fèi)更長(zhǎng)的時(shí)間來得到初始讀數(shù)。然而，不在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)的同步可以提供如下優(yōu)點(diǎn)：從低電流電源(例如，鈕扣電池或印刷電池)消耗較少的峰值功率。在實(shí)施例中，可緊挨著獲取一些讀數(shù)(例如，兩個(gè)或更多個(gè)讀數(shù))以便能夠觀察波形的斜率并且估計(jì)心率。然后，可以調(diào)節(jié)測(cè)量的定時(shí)以鎖定到脈搏或心跳周期/波形的最大值和最小值上。

低電壓電源獨(dú)自可能不能夠向標(biāo)準(zhǔn)光源(例如，led)連續(xù)提供足夠的電流。各種實(shí)施例利用脈搏血氧計(jì)來處理低電壓電源的這個(gè)特征，在所述脈搏血氧計(jì)中光源由電容器供電，所述電容器由電源充電。電容器可以耦合到光源以便間歇地發(fā)射光(且脈搏血氧計(jì)可收集數(shù)據(jù))。通過避免在低電壓電源上的不斷消耗，實(shí)施例脈沖血氧計(jì)可完全基于低電壓電源(例如，鈕扣電池或印刷電池)來進(jìn)行操作。

圖1是示出用于配置為使電路100的電流消耗最小化的設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器)的實(shí)施例電路100的電路圖。在實(shí)施例中，電路100可以集成到由患者佩戴的電子貼片中。低電壓源102(例如，鈕扣電池或印刷電池)可以通過壓控元件104a連接到充電電容器106a。壓控元件104a可控制低電壓源102何時(shí)給充電電容器106a充電。本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到，壓控元件104a可以是能夠交替地使充電電容器106a與低電壓源102電隔離以及使充電電容器106a與低電壓源102電連接的任何類型的可控部件。例如，壓控元件104a可以是開關(guān)、電壓調(diào)節(jié)器、場(chǎng)效應(yīng)晶體管(fet)、開關(guān)模式電源(smps)等。優(yōu)選地，壓控元件104a可以能夠使充電電容器106a電隔離，使得當(dāng)led110導(dǎo)通時(shí)，沒有另外的電荷從低電壓源102泄漏到充電電容器106a上。

充電電容器106a也可以通過壓控元件104b連接到led110。壓控元件104b可以是能夠交替地使充電電容器106a與led110電隔離以及使充電電容器106a與led110電連接的任何類型的可控部件，例如晶體管、場(chǎng)效應(yīng)晶體管(fet)、開關(guān)等。

在實(shí)施例中，低電壓源102可以供應(yīng)恒定的電壓。對(duì)于充分恒定的電壓供應(yīng)，可以不需要電容器上的電壓調(diào)節(jié)器。然而，由一些電壓源(例如，電池)供應(yīng)的電壓可能隨著時(shí)間的流逝而減小。為了補(bǔ)償由低電壓源102輸出的變化的電壓，可能期望測(cè)量充電電容器106a上的電壓或利用調(diào)節(jié)器(例如，低壓差調(diào)節(jié)器或升壓調(diào)節(jié)器)而獨(dú)立于電壓源102的變化的電壓輸出將電容器充電到恒定的電壓?？梢越?jīng)由微處理器來控制壓控元件104a以改變充電電容器106a上的電荷量。通用輸入/輸出108a(gpio)可以調(diào)和微處理器與壓控元件104a之間的通信。例如，gpio108a上的輸入可以控制壓控元件104a打開以使充電電容器106a與低電壓源102隔離以及控制其閉合以將電荷從低電壓源102提供到充電電容器106a。

與led直接且持續(xù)連接的低電壓源102可以本身不供應(yīng)給led供電所需的電壓。因此，不是維持低電壓源102與led110之間的持續(xù)鏈接，而是壓控元件104a可以保持閉合，直到低電壓源102將充電電容器106a充電到預(yù)定量的電壓為止。當(dāng)充電電容器106a已經(jīng)被充電到預(yù)定量時(shí)，壓控元件104a可以打開，同時(shí)壓控元件104b閉合，這可以使低電壓源102與充電電容器106a電隔離同時(shí)將充電電容器106a電連接到led110。低電壓源102與充電電容器106a的隔離可以確保當(dāng)測(cè)量電路107測(cè)量光時(shí)在低電壓電源102上沒有額外的負(fù)載，從而消除噪聲源。可以經(jīng)由微處理器來控制壓控元件104b以使壓控元件104a的打開與壓控元件104b的閉合同步，反之亦然。gpio108b可以調(diào)和微處理器與壓控元件104b之間的通信。此外，雖然壓控元件104b位于led110之前，但是作為一種選擇其也可以位于led110之后。

電阻器可以與led110串聯(lián)連接以控制通過led110的電流。由此，足夠的電荷可以從充電電容器106a流到led110以使led導(dǎo)通一段短時(shí)間(即，使led發(fā)射光112)。

當(dāng)所存儲(chǔ)的電荷通過led110時(shí)，led發(fā)射光112。在實(shí)施例中，壓控元件104b可以由微處理器控制以在一段時(shí)間內(nèi)將電荷從充電電容器106a提供到led110以使led110在受控制的持續(xù)時(shí)間內(nèi)發(fā)射光112，并且在該段時(shí)間之后，壓控元件104b可以由微處理器控制以使led110與充電電容器106a隔離，從而使led10停止發(fā)射光。以這種方式，可以從led110產(chǎn)生光突發(fā)脈沖(lightburst)，并且可以通過只在完成一個(gè)測(cè)量所需的時(shí)間段內(nèi)使led110a導(dǎo)通來使電路100的電流消耗最小化。

由led110發(fā)射的光112傳播穿過諸如耳垂或指尖的身體部分，并由包括耦合到積分電容器106b的光電檢測(cè)器114(例如，光電晶體管或光傳感器)和模數(shù)(a/d)轉(zhuǎn)換器116的接收器電路107測(cè)量。光電檢測(cè)器114可以由電源108c(例如，低功率源102)、調(diào)節(jié)電源、gpio或任何其它類型的電源供電。光電檢測(cè)器將光112轉(zhuǎn)換成電流，并且積分電容器106b以由電容器兩端的電壓為特征的電場(chǎng)的形式存儲(chǔ)該能量。處理器可以通過將積分電容器106b連接到將電容器中的電荷轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)的模數(shù)(a/d)轉(zhuǎn)換器116來測(cè)量存儲(chǔ)在積分電容器106b中的能量。處理器可以使用該數(shù)字信號(hào)來確定穿過患者的組織的光量，并且從該信息計(jì)算心率和/或血氧讀數(shù)。處理器可以獨(dú)立地或結(jié)合其它數(shù)據(jù)點(diǎn)來分析數(shù)字信號(hào)。由此，a/d轉(zhuǎn)換器116的數(shù)字輸出可以是接收器電路107的輸出，其可以由處理器作為血屬性的測(cè)量(例如，心率和/或血氧水平的測(cè)量)來進(jìn)行分析。

例如使用a/d轉(zhuǎn)換器116的處理器可以配置為剛好在進(jìn)行測(cè)量之前使積分電容器106b放電，以便減小測(cè)量中的誤差源。積分電容器106b的這一放電可以與充電電容器106a的充電和led110的光脈沖的輸出同步，以提高測(cè)量的準(zhǔn)確性同時(shí)減小電路100的功率要求。

圖2是示出用于配置為使電流消耗最小化的設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器)的第二實(shí)施例電路200的電路圖。在實(shí)施例中，電路200可以集成到由患者佩戴的電子貼片中。當(dāng)開關(guān)204a閉合時(shí)，低電壓源202可以給充電電容器206a供電。開關(guān)可以位于包含低電壓源202和開關(guān)204a的回路上的任何位置，只要其可以使低電壓源202和開關(guān)204a電分離。微處理器218可以控制開關(guān)204a何時(shí)打開或閉合。例如，微處理器210可以使開關(guān)204a閉合以允許充電電容器206a收集電荷。充電電容器206a上的電荷可以經(jīng)由已知的關(guān)系對(duì)應(yīng)于充電電容器206a兩端的電壓。充電電容器206a兩端的電壓可以由電壓計(jì)220監(jiān)測(cè)。電壓計(jì)220可以向微處理器218報(bào)告所測(cè)量的電壓。

當(dāng)充電電容器206a兩端的電壓達(dá)到預(yù)定閾值時(shí)，微處理器218可以在適當(dāng)?shù)臅r(shí)間使開關(guān)204a打開并使開關(guān)204b、204c閉合以允許電荷從充電電容器206a流到紅色led210a和紅外led210b。開關(guān)204a的打開可以使低充電電容器206a與低電壓電源202斷開以使低電壓電源202與充電電容器206a隔離。以這種方式，開關(guān)204a的打開可以確保當(dāng)光的測(cè)量發(fā)生時(shí)在低電壓電源202上沒有額外的負(fù)載，從而消除測(cè)量中的噪聲源。開關(guān)204b和204c可以連續(xù)閉合以快速連續(xù)地測(cè)量不同的波長(zhǎng)吸收速率。開關(guān)204b、204c可以保持打開，同時(shí)電容器充電以防止在低電壓源202上的不必要的消耗。電阻器222a、222b可以與紅色led210a和紅外led210b串聯(lián)連接以控制通過每一個(gè)led210a、led210b的電流。電阻器222a、222b可以具有彼此相同或不同的電阻。電阻器222a、222b可以提供對(duì)來自充電電容器206a的電流的分配更大的控制，由此有助于消除對(duì)較高電流的電源的需要。在實(shí)施例中，開關(guān)204b、204c可以由微處理器218閉合以在一段時(shí)間內(nèi)將電荷從充電電容器206a提供到紅色led210a和紅外led210b以使led210a和210b分別發(fā)射紅光212a和紅外光212b。在該段時(shí)間之后，開關(guān)204b、204c可以由微處理器218打開以使led210a和210b與充電電容器206a隔離以停止將電荷從充電電容器206a提供到led210a和led210b并使led210a和210b停止分別發(fā)射紅光212a和紅外光212b。以這種方式，可以從紅色led210a和紅外led210b產(chǎn)生光突發(fā)脈沖，并且可以通過只在該段時(shí)間內(nèi)使紅色led210a和紅外led210b導(dǎo)通來使電路200的電流消耗最小化。另外，通過一次分別使開關(guān)204b或204c中的任一個(gè)閉合，可以一次只使一個(gè)led210a或210b導(dǎo)通。在可以使另一led20a或210b導(dǎo)通之前，可能需要將充電電容器206a重新充電到已知的電壓。

當(dāng)足夠的電流通過紅色led210a和紅外led210b時(shí)，它們分別發(fā)射紅光212a和紅外光212b。光212a、212b傳播穿過諸如指尖或耳垂的身體部分244。由身體部分244吸收的光量可以是采樣時(shí)的血液中的氧量和身體部分244中的血液量的函數(shù)。特別地，具有相對(duì)大的氧量的身體部分244可傾向于吸收更多的紅外光212b和更少的紅光212a。具有相對(duì)小的氧量的身體部分244可傾向于吸收更少的紅外光212b和更多的紅光212a。在穿過身體部分244之后，紅光212a和紅外光212b可以由接收器電路207的光電檢測(cè)器214(例如，光電晶體管或光傳感器)吸收，所述接收器電路207由光電檢測(cè)器214、開關(guān)204d、積分電容器206b和a/d轉(zhuǎn)換器216組成。對(duì)檢測(cè)到的光信號(hào)的絕對(duì)幅度以及檢測(cè)到的紅光212a和檢測(cè)到的紅外光212b的相對(duì)幅度的分析可以揭示血液的各種屬性(即血屬性)，例如脈搏簡(jiǎn)況(pulseprofile)(例如，心率)和血液中的氧量。

光電檢測(cè)器214可以由電壓源224a供電。微處理器218可以控制開關(guān)204d。當(dāng)開關(guān)204d打開時(shí)，電流可以不從光電檢測(cè)器214流動(dòng)，并且可以不收集數(shù)據(jù)。當(dāng)開關(guān)204d閉合時(shí)，光電檢測(cè)器214可以將電荷轉(zhuǎn)移到積分電容器206b上。微處理器可以使開關(guān)204d的打開和閉合與開關(guān)204a、204b、204c同步，使得開關(guān)204d只在光電檢測(cè)器214截取光212a、212b時(shí)才閉合。當(dāng)光電檢測(cè)器未接收到有用數(shù)據(jù)時(shí)，可以通過使開關(guān)204d打開來進(jìn)一步減小功率需求。當(dāng)開關(guān)204d閉合時(shí)，電流可以從光電檢測(cè)器214流到積分電容器206b并在a/d轉(zhuǎn)換器216的輸入處存儲(chǔ)在積分電容器206b中。a/d轉(zhuǎn)換器216可以測(cè)量積分電容器206b處的電壓并將數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移到微處理器218。

在實(shí)施例中，紅色led210a和紅外led210b的導(dǎo)通周期可以通過微處理器218與開關(guān)204d的打開和閉合同步。微處理器218可以使開關(guān)204d閉合以剛好在通過對(duì)積分電容器206b進(jìn)行放電而使紅色led210a和紅外led210b導(dǎo)通之前允許光電檢測(cè)器214開始對(duì)其所接收的信號(hào)進(jìn)行積分，并且可以控制a/d轉(zhuǎn)換器216以便一旦紅色led210a和紅外led210b截止就進(jìn)行電壓測(cè)量。

在實(shí)施例中，光電檢測(cè)器214可以是單個(gè)設(shè)備，并且可以包括對(duì)使用中的每一個(gè)光波長(zhǎng)分別進(jìn)行調(diào)諧的兩個(gè)單獨(dú)檢測(cè)器。在另一實(shí)施例中，光電檢測(cè)器214可以是具有覆蓋光譜的紅光部分和ir部分二者的寬帶響應(yīng)的單個(gè)設(shè)備。a/d轉(zhuǎn)換器216的數(shù)字輸出可以是接收器電路207的輸出，其可以由微處理器218作為血氧水平的測(cè)量結(jié)果來進(jìn)行分析。

圖3是示出用于配置為使電流消耗最小化的設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器)的第三實(shí)施例電路300的電路圖300。在實(shí)施例中，電路300可以集成到由患者佩戴的電子貼片中。開關(guān)304a可以控制電流何時(shí)流到發(fā)射紅光312a的led310a，而開關(guān)304b可以控制電流何時(shí)流到發(fā)射紅外光312b的led310b。為了使電流消耗最小化，開關(guān)304a、304b可以在策略時(shí)間打開和閉合，而不是保持閉合。開關(guān)304a、304b可以由相同或不同的微處理器控制。雖然led310a、310b在電路圖300中并聯(lián)連接，但通常它們也可以由相同或不同的電壓源供電。在實(shí)施例中，開關(guān)304a、304b可以由微處理器閉合以在一段時(shí)間內(nèi)向led310a、310b提供電荷以使led310a、310b分別發(fā)射光312a和312b。在該段時(shí)間之后，開關(guān)304a、304b可以由微處理器打開以隔離led310a、310b從而停止將電荷提供到led310a、310b并使led310a、310b停止分別發(fā)射光。以這種方式，可從led310a、310b產(chǎn)生光突發(fā)脈沖，并且可以通過只在該段時(shí)間內(nèi)使led310a、310b導(dǎo)通來使電路300的電流消耗最小化。

電阻器322a可以控制流到led310a的電流量。由此，電阻器322a可以控制從led310a發(fā)射的紅光312a的幅度。電阻器322b可以控制流到led310b的電流量。由此，電阻器322b可以控制從led310b發(fā)射的紅外光312b的幅度。電阻器322a、322b可以具有相同或不同的電阻，并且可以具有固定或可變電阻。另外，雖然led310a、310b分別發(fā)射紅光和紅外光310a、310b，但通常電路圖300可以包括發(fā)射在電磁譜的任何部分中的光的led。

電路300可以包括接收器電路307，其包括光電晶體管314和積分電容器306。光電晶體管314可以檢測(cè)紅光312a和紅外光312b，并且將紅光312a和紅外光312b轉(zhuǎn)換成電能。由光電晶體管314產(chǎn)生的電能可以存儲(chǔ)在積分電容器306中。所得到的電荷可以收集在積分電容器306上，從而在積分電容器306上產(chǎn)生電壓?？梢詫?duì)模擬電壓信號(hào)進(jìn)行測(cè)量、將其轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)并對(duì)其進(jìn)行分析。本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到，光電晶體管314可以由任何能夠?qū)⒐庾愚D(zhuǎn)換成電流的設(shè)備來代替。此外，為了使電流消耗最小化，光電晶體管314可以只在led310a、310b發(fā)射光312a、312b時(shí)才導(dǎo)通，而不是保持持續(xù)導(dǎo)通。

雖然在圖2和3中分別示出的電路200和300各自分別包括兩個(gè)led210a、210b和310a、310b，但在電路200和300只用于測(cè)量心率信息(即，作為心率監(jiān)測(cè)器來操作)的實(shí)施例中，可以只需要這兩個(gè)led中的一個(gè)。第二個(gè)led可以從電路中去除，或者當(dāng)心率信息是唯一的待測(cè)量血屬性時(shí)可以僅保持截止。

圖4是示出實(shí)施例鎖定過程和隨后的脈搏測(cè)量的樣本心率曲線圖400。波形402具有p的脈搏周期，使得每個(gè)脈搏最大值406每p個(gè)單位時(shí)間出現(xiàn)一次。如典型的，脈搏最小值404在脈搏最大值406之后的p＝p/3個(gè)單位時(shí)間出現(xiàn)。

在不同的時(shí)間，例如當(dāng)開始檢測(cè)氧水平時(shí)，脈搏血氧計(jì)可能需要鎖定到波形402。如在本文中使用的，鎖定到波形402意味著能夠預(yù)測(cè)波形402的隨后部分的曲線在某個(gè)誤差內(nèi)。不是連續(xù)地對(duì)波形402進(jìn)行采樣，相反脈搏血氧計(jì)可以周期性地對(duì)波形402進(jìn)行采樣以使電流消耗最小化。標(biāo)號(hào)410表示在將脈搏血氧計(jì)鎖定到波形402之前其何時(shí)對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行采樣(例如，充電積分電容器206b(圖2)何時(shí)放電，使led210a、210b(圖2)發(fā)射光212a、212b(圖2))。采樣只在單獨(dú)的記號(hào)410期間出現(xiàn)。本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到，雖然標(biāo)號(hào)410在圖4中出現(xiàn)在三項(xiàng)的組中，但所述標(biāo)號(hào)也可以在任何數(shù)量(例如兩項(xiàng))的組中采樣。一組中的標(biāo)號(hào)410的數(shù)量也可以改變，例如在每組兩個(gè)和三個(gè)標(biāo)號(hào)之間交替。

可以在每個(gè)標(biāo)號(hào)410處測(cè)量并分析波形402上的點(diǎn)。在實(shí)施例中，可以計(jì)算在每組中的標(biāo)號(hào)410之間的斜率408。脈搏最大值406和脈搏最小值404位于在波形402上斜率為零的位置。由此，當(dāng)收集并分析更多的數(shù)據(jù)時(shí)，脈搏最大值406和脈搏最小值404變得更可預(yù)測(cè)。當(dāng)對(duì)波形上的不同點(diǎn)進(jìn)行采樣時(shí)，樣本之間的時(shí)間(頻率)和樣本的偏移可以改變，直到脈搏血氧計(jì)鎖定到脈搏最大值406和脈搏最小值404為止。波形402的斜率和最小與最大讀數(shù)之間的差異都可以用于找出脈搏最大值406和脈搏最小值404。任何算法都可以用于找出脈搏最大值406和脈搏最小值404，例如mm算法。脈搏最小值404通常在脈搏最大值406之后的三分之一周期出現(xiàn)也可以用于找出最大值406和最小值404。

在鎖定到波形402時(shí)的一個(gè)潛在問題可能是鎖定到錯(cuò)誤波形的可能性，所述錯(cuò)誤波形實(shí)際上是真實(shí)波形的周期的一部分。例如，假設(shè)波形的周期是120次心跳/分鐘。如果采樣以每分鐘50個(gè)樣本開始，則隨著其搜索波形周期采樣率將增加。然而，樣本可能鎖定到60次心跳/分鐘的“錯(cuò)誤”周期，從而只收集用于使脈搏極限交替的數(shù)據(jù)。為了避免這一潛在問題，采樣可以以高速率(例如，每分鐘180個(gè)樣本)開始，并且當(dāng)其鎖定到波形的真實(shí)周期(例如波形402的周期p)時(shí)減小。

在脈搏血氧計(jì)已鎖定到脈搏最大值406和脈搏最小值404之后，樣本的頻率可以更進(jìn)一步減小，如由標(biāo)號(hào)414所示的?？梢岳缤ㄟ^測(cè)量波形402在樣本之間的斜率412來繼續(xù)對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行采樣和分析以確保將脈搏血氧計(jì)保持鎖定。例如，對(duì)于三項(xiàng)或更多項(xiàng)的組，可以分析斜率以確保斜率的零點(diǎn)落在樣本組內(nèi)。對(duì)于兩項(xiàng)的組，可以分析斜率以確保其接近零點(diǎn)。如圖4所示，三個(gè)樣本的組可以包含脈搏最大值406，而兩個(gè)樣本的組可以包含脈搏最小值404。然而，可以使用由任何數(shù)量的樣本組成的組。例如，兩項(xiàng)的組可以包含脈搏最大值406，而三項(xiàng)的組可以包含脈搏最小值404，或組中的樣本數(shù)量可以發(fā)生變化，例如在二、三、四等之間變化。通過限制樣本的數(shù)量和頻率，可以使電流消耗最小化。為了進(jìn)一步使電流消耗最小化，可以不針對(duì)每一個(gè)最大值和最小值進(jìn)行采樣。例如，如果脈搏血氧計(jì)未檢測(cè)到不規(guī)律的心跳，則脈搏血氧計(jì)可以只在每三個(gè)或每五個(gè)周期當(dāng)中的一個(gè)周期(或其它分?jǐn)?shù))進(jìn)行采樣。

圖5a是示出用于鎖定到波形的實(shí)施例500a的過程流程圖。在實(shí)施例中，方法500a的操作可以由設(shè)備(例如脈搏血氧計(jì))的處理器(例如，上述的微處理器218)來執(zhí)行。在塊502中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以控制脈搏血氧計(jì)電路，例如上述的電路元件104a、104b、116(圖1)、204a、204b、204c、204d、216(圖2)、304a、304b(圖3)，以便以初始采樣率進(jìn)行數(shù)組測(cè)量。該初始采樣率可以相對(duì)高，例如每分鐘180個(gè)樣本或?qū)τ?0hz脈搏率每分鐘180個(gè)樣本。在實(shí)施例中，可以選擇采樣率，以便不在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)，從而與在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)相比從鈕扣電池或印刷電池消耗較少的功率。在塊504中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以通過分析每組測(cè)量?jī)?nèi)的所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)來找出脈搏最大值。在塊506中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以基于所找出的脈搏最大值來確定脈搏率(例如，心率)和定時(shí)。在塊508中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以通過將脈搏周期的三分之一加到每個(gè)脈搏最大值來計(jì)算脈搏最小值出現(xiàn)的時(shí)間。在塊510中，脈搏血氧計(jì)處理器可以控制脈搏血氧計(jì)電路，例如上述的電路元件104a、104b、116(圖1)、204a、204b、204c、204d、216(圖2)、304a、304b(圖3)，以在每一個(gè)脈搏最大值和脈搏最小值期間進(jìn)行一組測(cè)量。這些組的測(cè)量的頻率可以比初始采樣率更不頻繁以避免過度的電流消耗。

圖5b是示出用于基于由心率監(jiān)測(cè)器接收的光量來確定心率的實(shí)施例方法500b的過程流程圖。在實(shí)施例中，方法500b的操作可以由設(shè)備(例如，心率監(jiān)測(cè)器或在心率監(jiān)測(cè)器模式下操作的脈搏血氧計(jì))的處理器(例如，上述的微處理器218)來執(zhí)行。在塊502中，心率監(jiān)測(cè)器的處理器可以控制心率監(jiān)測(cè)器電路，例如上述的電路元件104a、104b、116(圖1)、204a、204b、204c、204d、216(圖2)、304a、304b(圖3)，以便以初始采樣率進(jìn)行數(shù)組測(cè)量。該初始抽樣率可以相對(duì)高，例如對(duì)于90hz脈搏率每分鐘180個(gè)樣本。在實(shí)施例中，可以選擇采樣率，以便不在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)，從而與在一個(gè)脈搏周期內(nèi)獲取全組讀數(shù)相比從鈕扣電池或印刷電池消耗較少的功率。在實(shí)施例中，因?yàn)閷?duì)于心率監(jiān)測(cè)器或在心率監(jiān)測(cè)器模式下操作的脈搏血氧計(jì)而言可能只對(duì)心率感興趣，可以只使心率監(jiān)測(cè)器電路的一個(gè)led導(dǎo)通以進(jìn)行數(shù)組測(cè)量。在塊504中，心率監(jiān)測(cè)器的處理器可以通過分析每組測(cè)量?jī)?nèi)的所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)來找出脈搏最大值。在塊506中，心率監(jiān)測(cè)器的處理器可以基于所找出的脈搏最大值來確定脈搏率(例如，心率)和定時(shí)。

圖6是示出根據(jù)實(shí)施例的采樣率調(diào)節(jié)的樣本心率曲線圖600。示出波形602的四個(gè)周期。在兩個(gè)最左邊的周期之后，脈搏最大值606和脈搏最小值604的頻率增加，相應(yīng)于增加的心率。在該曲線圖600中，可能已經(jīng)將脈搏血氧計(jì)鎖定到波形602，并且可以獲取周期性樣本，其定時(shí)由標(biāo)號(hào)610示出。由于可能已經(jīng)將脈搏血氧計(jì)鎖定，因此一組樣本包含在兩個(gè)最左邊的周期中的脈搏最大值606和在兩個(gè)最左邊的周期中的脈搏最小值604。為了確保將脈搏血氧計(jì)保持鎖定到波形602，對(duì)波形602在樣本之間的斜率608進(jìn)行分析。

盡管在兩個(gè)最左邊的周期之后心率增加，但是當(dāng)隨后的脈搏最大值基于其先前的測(cè)量而被預(yù)測(cè)出現(xiàn)時(shí)，脈搏血氧計(jì)可以進(jìn)行采樣。在分析數(shù)據(jù)并注意到斜率608為負(fù)之后，采樣可以返回到預(yù)鎖定模式，并執(zhí)行如以上參考圖4所描述的操作。這可以包括組采樣尺寸的變化、采樣頻率的變化、組采樣頻率的變化和關(guān)于采樣的任何其它適當(dāng)?shù)囊蛩氐淖兓?/p>

圖6示出在不包含脈搏最大值606的組內(nèi)包含的三個(gè)樣本，雖然該組可通常包括任何數(shù)量的樣本。在標(biāo)號(hào)610下方的水平虛線箭頭示出當(dāng)在已經(jīng)將脈搏血氧計(jì)鎖定之后斜率被測(cè)為負(fù)時(shí)組采樣頻率可能改變。圖6示出組頻率增加；然而，在檢測(cè)到心率變化時(shí)，組頻率可以作為選擇而減小。

圖6示出剛好在一組測(cè)量之后脈搏血氧計(jì)快速鎖定回到波形602。通常，其可以進(jìn)行一組以上的測(cè)量以在其增加之后鎖定回到心率?？赡苄枰芏嘟M測(cè)量，類似于在圖4中由標(biāo)號(hào)410示出的樣本。使用零星采樣而不是連續(xù)采樣以鎖定回到波形602降低了功耗，從而能夠使用低電壓電池或等效物。

圖7是示出根據(jù)實(shí)施例的另一采樣率調(diào)節(jié)的樣本心率曲線圖700。在該曲線圖700中，脈搏最大值706和脈搏最小值704的頻率減小，相應(yīng)于降低的心率。在該曲線圖700中，如在圖6所示的曲線圖600中那樣，可能已經(jīng)將脈搏血氧計(jì)鎖定到波形702，并且可以獲取周期性樣本，由標(biāo)號(hào)710示出其定時(shí)。由于已經(jīng)將其鎖定，因此一組樣本包含在兩個(gè)最左邊的周期中的脈搏最大值706和在兩個(gè)最左邊的周期中的脈搏最小值704。為了確保將脈搏血氧計(jì)保持鎖定到波形702，對(duì)波形702在樣本之間的斜率708進(jìn)行分析。

盡管在兩個(gè)最左邊的周期之后心率降低，但是當(dāng)隨后的脈搏最大值基于其先前的測(cè)量而被預(yù)測(cè)出現(xiàn)時(shí)，脈搏血氧計(jì)可以進(jìn)行采樣。在分析數(shù)據(jù)并注意到斜率708為正之后，采樣可以返回到預(yù)鎖定模式，如以上參考圖4所描述的。這可以包括組采樣尺寸的變化、采樣頻率的變化、組采樣頻率的變化和關(guān)于采樣的任何其它適當(dāng)?shù)囊蛩氐淖兓?/p>

圖7示出在不包含脈搏最大值706的組內(nèi)包含的三個(gè)樣本，雖然該組可以通常包括任何數(shù)量的樣本。脈搏血氧計(jì)在測(cè)量到正斜率之后對(duì)于脈搏最小值704可以或可以不采樣，其中脈搏最大值706被預(yù)測(cè)為處在所述正斜率。這由兩個(gè)虛線垂直標(biāo)號(hào)710示出。隨后組的測(cè)量(包括脈搏最小值706的隨后樣本)可以是任何數(shù)量的測(cè)量，而不考慮先前組的測(cè)量。例如，脈搏最小值706的隨后樣本可以是三個(gè)或更多個(gè)測(cè)量。在標(biāo)號(hào)710下方的水平虛線箭頭示出當(dāng)在已經(jīng)將脈搏血氧計(jì)鎖定之后斜率被測(cè)為正時(shí)組采樣頻率可能改變。圖7示出組頻率減?。蝗欢?，在檢測(cè)到心率變化之后，組頻率可以作為選擇而增加。

圖7示出剛好在一組測(cè)量之后脈搏血氧計(jì)快速鎖定回到波形702。通常，其可以進(jìn)行一組以上的測(cè)量以在其增加之后鎖定回到心率。可能需要很多組測(cè)量，類似于在圖4中由標(biāo)號(hào)410示出的樣本。使用零星采樣而不是連續(xù)采樣以鎖定回到波形702降低了功耗，從而能夠使用低電壓電池或等效物。

圖8是示出用于采樣定時(shí)調(diào)節(jié)的實(shí)施例方法800的過程流程圖。在實(shí)施例中，方法800的操作可以由設(shè)備(例如，脈搏血氧計(jì))的處理器(例如，上述的微處理器218)來執(zhí)行。例如當(dāng)脈搏血氧計(jì)的處理器鎖定到脈搏最大值和最小值但心率變化以及脈搏血氧計(jì)的處理器必須重新找出脈搏最大值和最小值時(shí)，可以結(jié)合上述方法500的操作來執(zhí)行方法800的操作。如上所述，在塊510中，脈搏血氧計(jì)處理器可以控制脈搏血氧計(jì)電路，例如上述的電路元件104a、104b、116(圖1)、204a、204b、204c、204d、216(圖2)、304a、304b(圖3)，以在每一個(gè)脈搏最大值和脈搏最小值期間進(jìn)行一組測(cè)量。在塊802中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以計(jì)算在脈搏最大值處在組中的每個(gè)測(cè)量之間的導(dǎo)數(shù)估計(jì)。在塊804中，處理器可以確定所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)是否在中間單獨(dú)測(cè)量之前為正且在之后為負(fù)。響應(yīng)于確定所采樣的脈搏曲線在中間單獨(dú)測(cè)量之前為正且在之后為負(fù)(即，確定塊804＝“是”)，則可能沒有必要進(jìn)行調(diào)節(jié)，且在塊510中，處理器可以繼續(xù)在每個(gè)脈博最大值和最小值期間進(jìn)行隨后組的測(cè)量。

響應(yīng)于確定所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)不是在中間單獨(dú)測(cè)量之前為正且在之后為負(fù)(即，確定塊804＝“否”)，在確定塊806中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以分析所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)是否在中間單獨(dú)測(cè)量之前和之后都為負(fù)806。響應(yīng)于確定所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)在中間單獨(dú)測(cè)量之前和之后都為負(fù)(即，確定塊806＝“是”)，在塊808中，脈搏血氧計(jì)的處理器可以縮短最近組測(cè)量與隨后組測(cè)量之間的時(shí)間延遲。在塊510中，脈搏血氧計(jì)可以再次在每個(gè)脈搏最大值和最小值期間進(jìn)行數(shù)組測(cè)量。

響應(yīng)于確定所采樣的脈搏曲線的導(dǎo)數(shù)在中間單獨(dú)測(cè)量之前和之后都為正(即，確定塊806＝“否”)，在塊810中，脈搏血氧計(jì)的處理器可延長(zhǎng)最近組測(cè)量與隨后組測(cè)量之間的時(shí)間延遲。在塊510中，脈搏血氧計(jì)可以再次在每個(gè)脈搏最大值和最小值期間進(jìn)行數(shù)組測(cè)量。

圖9示出包括放置在患者902上(例如在患者902的手指的皮膚表面上)的脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器的實(shí)施例電子貼片906。在各種實(shí)施例中，電子貼片906可以是柔性和彈性的，使得電子貼片906的放置和從患者902上的移除不損壞電子貼片906。電子貼片902可以包括由發(fā)射電路904、配置為測(cè)量由至少一個(gè)led發(fā)射的光的接收器電路907和連接到發(fā)射電路904和接收器電路907的處理器908組成的脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器電路，所述發(fā)射電路904由至少一個(gè)led、電容器和低電壓電源(例如，鈕扣電池或印刷電池)組成。作為特定的例子，脈搏血氧計(jì)或心率監(jiān)測(cè)器電路可以是上述的電路100、200或300。粘合劑層可以將電子貼片906附著到患者902。

此外，本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到，僅作為示例性例子提供前述方法描述和過程流程圖，并且其并不旨在需要或暗示各種實(shí)施例的步驟必須以所呈現(xiàn)的順序執(zhí)行。如本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識(shí)到的，在前述實(shí)施例中的步驟的順序可以按任何順序執(zhí)行。諸如“此后”、“然后”、“接著”等詞語等并不旨在限制步驟的順序；這些詞語僅用于通過方法的描述引導(dǎo)讀者。此外，以單數(shù)形式例如使用冠詞“一”、“一個(gè)”或“所述”對(duì)權(quán)利要求元件的任何提及并不應(yīng)被解釋為將元件限制為單數(shù)。

關(guān)于本文公開的實(shí)施例所描述的各種說明性邏輯塊、模塊、電路和算法步驟可以實(shí)施為電子硬件、計(jì)算機(jī)軟件或這兩者的組合。為了清楚地說明硬件和軟件的這種可互換性，以上已經(jīng)通常根據(jù)其功能對(duì)各種說明性部件、塊、模塊、電路和步驟進(jìn)行了描述。這樣的功能是實(shí)施為硬件還是實(shí)施為軟件取決于特定的應(yīng)用和對(duì)整個(gè)系統(tǒng)施加的設(shè)計(jì)約束。技術(shù)人員可以針對(duì)每個(gè)特定的應(yīng)用以各種方式實(shí)現(xiàn)所述功能，但這樣的實(shí)現(xiàn)決定不應(yīng)被解釋為導(dǎo)致背離實(shí)施例的范圍。

可以使用通用處理器、數(shù)字信號(hào)處理器(dsp)、專用集成電路(asic)、現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列(fpga)或設(shè)計(jì)成執(zhí)行本文所述的功能的其它可編程邏輯器件、分立門或晶體管邏輯、分立硬件部件或其任何組合來實(shí)現(xiàn)或執(zhí)行用于實(shí)現(xiàn)關(guān)于本文公開的實(shí)施例所描述的各種說明性邏輯、邏輯塊、模塊和電路的硬件。通用處理器可以是微處理器，但作為選擇，處理器可以是任何常規(guī)處理器、控制器、微控制器或狀態(tài)機(jī)。處理器也可以實(shí)施為計(jì)算設(shè)備的組合(例如，dsp和微處理器的組合)、多個(gè)微處理器、結(jié)合dsp內(nèi)核的一個(gè)或多個(gè)微處理器或任何其它這樣的配置?；蛘?，一些步驟或方法可以由針對(duì)給定功能的電路來執(zhí)行。

各種實(shí)施例中的功能可以以硬件、軟件、固件或其任何組合來實(shí)現(xiàn)。如果以軟件來實(shí)現(xiàn)，則可以將功能存儲(chǔ)為非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)或非暫時(shí)性處理器可讀介質(zhì)上的一個(gè)或多個(gè)處理器可執(zhí)行指令或代碼?？梢砸钥纱嬖谟诜菚簳r(shí)性計(jì)算機(jī)可讀或處理器可讀存儲(chǔ)介質(zhì)上的處理器可執(zhí)行軟件模塊實(shí)施本文公開的方法或算法的步驟。非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀或處理器可讀存儲(chǔ)介質(zhì)可以是可由計(jì)算機(jī)或處理器訪問的任何存儲(chǔ)介質(zhì)。通過舉例而非限制的方式，這樣的非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀或處理器可讀介質(zhì)可包括ram、rom、eeprom、閃存、cd-rom或其它光盤存儲(chǔ)器、磁盤存儲(chǔ)器或其它磁性存儲(chǔ)器件或可以用于以指令或數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)的形式存儲(chǔ)期望程序代碼并可以由計(jì)算機(jī)訪問的任何其它介質(zhì)。如在本文中使用的磁盤和盤片包括光盤(cd)、激光盤、光學(xué)盤、數(shù)字通用盤(dvd)、軟盤和藍(lán)光盤，其中磁盤通常以磁性方式復(fù)制數(shù)據(jù)，而盤片使用激光器以光學(xué)方式復(fù)制數(shù)據(jù)。上述項(xiàng)的組合也被包括在非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀和處理器可讀介質(zhì)的范圍內(nèi)。另外，方法或算法的操作可以作為代碼和/或指令之一或其任何組合或集合存在于非暫時(shí)性處理器可讀介質(zhì)和/或計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上，其可以合并到計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品中。

提供所公開的實(shí)施例的前述描述以使本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠?qū)嵤┗蚴褂帽景l(fā)明。對(duì)這些實(shí)施例的各種修改對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言將是顯而易見的，并且在本文中定義的一般原則可以應(yīng)用于其它實(shí)施例，而不偏離本發(fā)明的精神或范圍。因此，本發(fā)明并不旨在限于在本文中所示出的實(shí)施例，而應(yīng)被賦予與所附權(quán)利要求書及其中所公開的原則和新穎特征一致的最寬范圍。