CN110740685B - 驱动光学传感器的***和方法 - Google Patents

Abstract

本文描述了用于监控患者(40)的方法和装置。在一个示例中，被配置为检测患者(40)中的生理变化的传感器(14)被以第一电流水平驱动并且随后的传感器电压被测量。此后，电流被改变到第二电流水平，并且下一个传感器电压被测量。基于传感器电压和随后的传感器电压来预计下一个传感器电压，并且识别出可能产生下一个传感器电压的第三电流水平。将第三电流水平与阈值进行比较，并响应于该比较产生警报。该装置还包括有助于该方法的传感器(14)中的元件。

Description

驱动光学传感器的***和方法

相关申请

本申请要求于2017年6月9日提交的，标题为“Systems and Methods for DrivingOptical Sensors”的美国临时申请62/517,564的权益和优先权，其全部内容通过引用合并于此。本申请还要求2018年6月7日提交的，名称为“Drives Sensors of Systems andMethods for Optical Sensors”的美国申请16/003,104的权益和优先权，其全部内容通过引用合并于此。

技术领域

本公开总体上涉及医疗设备，并且更具体地涉及监控患者的生理参数的医疗设备，诸如脉搏血氧仪。

背景技术

在医学领域，医生通常希望监控患者的某些生理特征。因此，已经开发了用于监控多个这种生理特性的各种设备。这样的设备为医生和其他医疗保健人员提供了为其患者提供最佳可能医疗保健所需的信息。因此，这样的监控设备已经成为现代医学的必不可少的部分。

用于监控患者的某些生理特征的一种技术使用光的衰减来确定患者的生理特征。这被用于脉搏血氧饱和度测定，以及基于脉搏血氧饱和度测定技术构建的设备。光衰减还用于区域的或脑的血氧饱和度测定。血氧测定法可用于测量各种血液特征，例如血液或组织中的血红蛋白的氧饱和度，供应组织的单个血液搏动的体积和/或与患者的每个心跳相对应的血液搏动的速率。该信号可以导致进一步的生理测量，例如呼吸速率、葡萄糖水平或血压。

随着技术的进步并且从衰减的光信号可以获得更多的测量值，许多护理人员发现在单个多参数监控设备中可得多个生理测量参数是很方便的。但是，此类设备可能具有特定的功率要求或有限的可用功率。另外，已经开发了无线的、可穿戴的监控器或传感器，以提高患者的移动性和舒适度，但是这些无线设备也可能具有例如通过可再充电电池或一次性电池可得的有限功率。

本公开的其余部分提供了用于开发可以在低功率或降低的功率环境中或在新旧***的组合中有效且可靠地操作的医疗监控器、传感器或模块的技术方案和改进。

发明内容

本文描述了用于监控患者的方法和装置。在一个示例中，被配置为检测患者的生理变化的传感器被以第一电流水平驱动并且第一传感器电压被测量。此后，将电流改变到第二电流水平，并测量第二传感器电压。基于第一传感器电压和第二传感器电压来预计下一个传感器电压，并且识别出可以产生下一个传感器电压的第三电流水平。将第三电流水平与阈值进行比较，并响应于该比较而产生警报。该装置还包括有助于该方法的传感器中的元件。

进一步描述了一种制造传感器的方法。根据一个实施例，提供了通信接口，传感器可以通过该通信接口与监控器通信。能够检测来自患者的光的检测器被通信地耦合到存储器，该存储器也被通信地耦合到通信接口。与一个或多个发光元件的一个或多个波长有关的校准数据被连同与一个或多个发光元件的一个或多个输入规格有关的驱动信息一起存储在存储器中。

附图说明

在阅读以下详细说明并参考附图后，所公开技术的优点将变得显而易见。

图1示出了根据实施例的包括患者监控器和传感器的患者监控***的透视图；

图2示出了根据实施例的图1的患者监控***的框图，包括图1的患者监控器和传感器；

图3示出了根据实施例的可从图2的监控器获得的驱动电压的图表；

图4示出了根据实施例的用于LED的等效电路的示意图；

图5示出了根据实施例的用于多个不同LED的V/I曲线的图示；

图6示出了根据实施例的示出多个LED的V/I曲线与可从监控器获得的驱动电压的V/I曲线之间的交叉点的图示；

图7示出了根据实施例的用于驱动传感器的方法；

图8示出了根据实施例的用于驱动传感器的方法；

图9示出了根据实施例的示出具有和不具有增加的缓冲/净空的LED的V/I曲线与可从监控器获得的驱动电压的V/I曲线之间的交叉点的图示；

图10示出了根据实施例的包括患者监控器、传感器和适配器的患者监控***的透视图；

图11示出了根据实施例的用于驱动传感器的方法；

图12示出了根据实施例的用于驱动传感器的方法；和

图13示出了根据实施例的制造传感器的方法。

具体实施方式

本发明涉及医学传感器和监控器，尤其涉及可在低功率或受控功率环境中使用的、用于动态测试和确认传感器工作范围的***和方法。描述了用于安全检查的***和方法，其测量医疗监控环境中的可用电压或电流，测试传感器以评估其在该环境中的性能特征，并针对最低质量和安全标准评估该测试。不符合最低质量标准的传感器将由于它与医疗监控器不兼容而被拒绝，使得医疗护理人员可以代替选择不同的兼容的传感器，以确保不会因性能下降而损害患者的安全。

这种类型的动态测试和传感器评估在可用功率受到限制或降低的低功率应用(例如可穿戴或无线的监控器或传感器)中尤其有用。例如，可穿戴式监控器可以具有紧凑的小尺寸，以使患者可穿戴，并且因此可以利用具有有限可用电压的小型电池。同时，可用于这些***的单个电气组件不断改进或发展，这可能导致其功率轮廓发生变化。例如，诸如LED之类的发光组件可以在比过去更低的电流下被驱动到更高的亮度。但是，不断变化的功率消耗和受约束的功率可用性之间的相互作用可能导致在主动监控期间某些组件之间不兼容。为了防止在关键医疗程序期间发生***故障，本文所述的***和方法评估***兼容性，以确保医疗监控***满足安全和质量标准并具有有效的操作范围。

下面将描述本技术的一个或多个具体实施例。为了提供对这些实施例的简要描述，说明书中并未描述实际实施方式的所有特征。应当理解，在任何这样的实际实施方式的发展中，必须做出许多特定于实施方式的决定，该决定可能对于不同实施方式而不同。在一个实施例中，医疗监控***包括在使用过程中被有源供电的传感器。

随着技术向低功率患者监控器发展，可用于驱动传感器的功率也随之减少。在某些情况下，传感器驱动线上可用的电压可能不足以适当地将有源传感器驱动到患者监控期间所需的功率水平。因此，本文提出了一种操作过程，患者监控器可以通过该操作过程测试包括一个或多个传感器的***，以确定***组件的兼容性和操作参数。作为该处理过程的一部分，患者监控器可以在各种电流水平下测试***，并确定患者监控***中一个或多个点的电压/电流(V/I)曲线和/或关系。另外，该测量可以存储在传感器内的编码器中，这可以促进对不兼容传感器的测试，如下面更详细描述的。

图1示出了患者监控***10的实施例，其可以包括患者监控器12和传感器14(例如脉搏血氧饱和度传感器)以监控患者的生理参数。举例来说，传感器14可以是可从Medtronic(Boulder，CO)获得的NELLCOR^TM或INVOS^TM传感器，或另一种类型的血氧饱和度传感器。尽管所描绘的实施例涉及在患者的指尖、脚趾或耳垂上使用的传感器，但应理解，在某些实施例中如本文提供的传感器14的特征可以并入在其他组织位置上使用的传感器中，例如前额和/或太阳穴、脚跟、胃、胸部、背部或任何其他合适的测量部位。另外，尽管图1中所示的患者监控***10的实施例涉及血氧饱和度测定，但是患者监控***10可以被配置成利用不同类型的有源医学传感器来获得各种医学测量结果，有源医学传感器例如是脑电图传感器、温度传感器、血压传感器或任何其他用于测量其他生理参数(例如组织水分、呼吸速率或血细胞比容)的有源传感器。

在图1的实施例中，传感器14是脉搏血氧饱和度传感器，其包括一个或多个发射器16和一个或多个检测器18。对于脉搏血氧饱和度应用，发射器16将至少两个波长的光(例如，红色和/或红外(IR))发射进入患者的组织。对于其他应用，发射器16可以将3、4或5或更多个波长的光发射到患者的组织中。检测器18可以是光检测器，其被选择为在从发射器16发射的波长范围内的光已经穿过组织之后接收该光。另外，发射器16和检测器18可以以各种模式(例如，反射式或透射式)操作。在某些实施例中，除了发射器16和检测器18之外或代替发射器16和检测器18，传感器14可包括感测组件。例如，在一个实施例中，传感器14可包括一个或多个有源供电的电极(例如，四个电极)，以获取脑电图信号。传感器14还包括传感器主体46，以容纳或承载传感器14的组件。传感器14可以是可重复使用的(例如耐用的塑料夹子传感器)、一次性的(例如织物粘合传感器)、或者部分可重复使用且部分一次性的。

在所示的实施例中，传感器14通信地耦合到患者监控器12。在某些实施例中，传感器14可以包括无线模块，该无线模块被配置为使用任何合适的无线标准与患者监控器12建立无线通信15。例如，传感器14可以包括收发器41，其使得无线信号能够被发送到外部设备(例如，患者监控器12、充电设备等)并从外部设备接收无线信号。收发器可以使用任何合适的协议与患者监控器12的收发器建立无线通信15。例如，收发器可以被配置为使用ZigBee标准、802.15.4x标准、WirelessHART标准、蓝牙标准、IEEE 802.11x标准或MiWi标准中的一种或多种来发送信号。另外，收发器可以发送原始数字化的检测器信号、处理后的数字化的检测器信号和/或计算出的生理参数，以及可以存储在传感器中的任何数据，例如如下所述的与发射器16的波长有关的数据或与发射器16的输入规格有关的数据。附加地或可替代地，传感器14的发射器16和检测器18可以经由电缆24通过耦合至监控器的传感器端口29的插头26(例如，具有一个或多个导体的连接器)耦合至患者监控器12。在某些实施例中，传感器14被配置为以无线模式和有线模式两者来操作。因此，在某些实施例中，电缆24可移除地附接到传感器14，使得传感器14能够与电缆分离，以在患者佩戴传感器14的同时增加患者的运动范围。

患者监控器12被配置为计算与从传感器14接收的生理信号有关的患者的生理参数。例如，患者监控器12可以包括处理器，被配置为计算患者的动脉血氧饱和度、组织氧饱和度、脉搏速率、呼吸速率、血压、血压特征量度、自动调整状态、大脑活动和/或任何其他合适的生理特征。另外，患者监控器12可以包括监控器显示器30，被配置为显示关于生理参数的信息、关于***的信息(例如，用于对传感器14进行消毒和/或充电的指令)和/或警报指示。患者监控器12可以包括各种输入组件32，例如旋钮、开关、按键和小键盘、按钮等，以提供患者监控器12的操作和配置。患者监控器12还可以通过一个或多个指示灯和/或一个或多个扬声器或声音指示器来显示与警报有关的信息、监控器设置和/或信号质量。患者监控器12还可以包括升级插槽28，可以在其中***附加模块，使得患者监控器12可以测量和显示附加生理参数。

因为传感器14可以被配置为以无线模式操作，并且在某些实施例中，在以无线模式操作时可能不从患者监控器12接收电力，所以传感器14可以包括电池以向传感器14的组件(例如，发射器16和检测器18)提供电力。在某些实施例中，电池可以是可再充电电池，例如锂离子、锂聚合物、镍金属氢化物或镍镉电池。但是，可以利用任何合适的电源，例如一个或多个电容器和/或能量收集电源(例如，运动产生能量的收集设备、热电产生能量的收集设备或类似设备)。

如上所述，在一个实施例中，患者监控器12是脉搏血氧饱和度监控器，并且传感器14是脉搏血氧饱和度传感器。传感器14可以被放置在患者的具有搏动性动脉血流的位置，通常是指尖、脚趾、前额或耳垂，或者在新生儿的情况下是跨过脚的。其他合适的传感器位置包括(但不限于)用于监控颈动脉搏动流量的颈部、用于监控桡动脉搏动流量的手腕、用于监控股动脉搏动流量的患者大腿内侧、用于监控胫动脉搏动流量的踝关节以及在耳朵周围或前面。患者监控***10可以包括在多个位置处的传感器14。发射器16发射穿过血液灌注的组织的光，并且检测器18光电地感测由组织反射或透射的光的量。患者监控***10测量在检测器18处接收的光强度作为时间的函数。

表示光强度随时间变化的信号或对该信号的数学变换(例如，按比例缩放的形式、取对数的形式、取对数的按比例缩放的形式等)可以称为光电容积描记器(PPG)信号。另外，如本文所使用的，术语“PPG信号”还可以指吸收信号(即，代表被组织吸收的光的量)或其任何合适的数学变换。检测或吸收的光量然后可用于计算多个生理参数中的任何一个，包括氧饱和度(搏动性血液中的氧饱和度，SpO2)、血液成分的量(例如，氧合血红蛋白)以及生理速率(例如，脉搏速率或呼吸速率)以及每个单独的脉搏或呼吸发生的时间。对于SpO2，可以使用红色和红外(IR)波长，因为已经观察到与含氧饱和度较低的血液相比，含氧量高的血液将吸收相对较少的红光和更多的IR光。通过比较脉冲周期中不同点处的两个波长的强度，例如根据可通过比率值、查找表索引的经验数据和/或根据曲线拟合和/或其他插值技术，可以估计动脉血中血红蛋白的血氧饱和度。

图2是根据实施例的可以耦合到患者40的患者监控***(例如，图1的患者监控***10)的框图。传感器14和患者监控器12的某些说明性组件在图2中示出。

传感器14可以包括发射器16、检测器18和编码器42。在所示的实施例中，发射器16被配置为向患者40的组织中发射至少两个波长的光(例如，红色和红外)。因此，发射器16可包括用于将SpO2的波长的光发射到患者40的组织中的诸如红色发光二极管(LED)的红色发光光源和诸如红外LED的红外发光光源。在一些实施例中，红色波长可以在大约600nm至大约700nm之间，并且红外波长可以在大约800nm至大约1000nm之间。

将理解的是，如本文中所使用的，术语“光”可以指代由辐射源产生的能量，并且可以包括无线电、微波、毫米波、红外、可见光、紫外线、伽马射线或X射线电磁辐射中的一种或多种。如本文中所使用的，光还可以包括具有在无线电、微波、红外、可见光、紫外线或X射线光谱内的任何波长的电磁辐射，并且电磁辐射的任何合适的波长都可以适用于本技术。检测器18可以被选择为对发射器16的所选目标能谱特别敏感。

在一些实施例中，检测器18可以被配置为检测在红色和红外波长处的光的强度。在操作中，光在穿过患者40的组织之后进入检测器18。检测器18将接收到的光的强度转换成电信号。光强度与患者40的组织中的光的吸收和/或反射直接相关。也就是说，当更多特定波长的光被吸收或反射时，例如当大剂量的血液由于心跳而通过组织时，检测器18从组织接收到更少的该波长的光。在将接收到的光转换成电信号之后，传感器14将该信号发送给患者监控器12，在患者监控器处根据电信号计算例如SpO2、脉搏速率、呼吸速率的生理参数和其他参数。

在一些实施例中，编码器42包含关于传感器14的信息，例如传感器14是什么类型的(例如，该传感器是否意图被放置在前额、耳朵、鼻子、手指等上)以及与发射器16相关的校准系数。患者监控器12可以使用该信息来选择适当的算法、查找表和/或校准系数，以计算患者的生理参数。例如，在一个实施例中，编码器42将LED 16的校准系数存储在传感器上，并且患者监控器12基于组织40对这些波长的光的相对吸收，使用校准系数数据来校准检测到的电信号到氧饱和度的转换。

编码器42可以包含特定于患者40的信息，例如患者的年龄、体重和诊断。关于患者特征的该信息可以允许患者监控器12确定例如特定于患者的阈值范围(患者的生理参数测量值应落入该范围)，并且启用或禁用附加的生理参数算法。该信息还可用于为公式选择并提供系数，通过该公式，可以至少部分地基于在传感器14处接收到的一个或多个信号来确定测量值。例如，某些脉搏血氧饱和度传感器依赖于公式来关联PPG信号中与生理脉冲相对应的部分下方的面积以确定血压。这些公式可以包含取决于存储在编码器42中的患者的生理特征的系数。编码器42可以例如是编码电阻器，其存储与传感器14的类型、由传感器14上的发射器16发射的光的波长相对应的值和/或患者的特征(例如成人、儿童、新生儿、体重范围或其他特征)。在一些实施例中，编码器42可以是存储该信息的数字存储器。具体地，例如如下面更详细地描述的，编码器42可以包括关于LED的特定细节，例如可以或应当提供给LED的最小或最大电流，或者关于一个或多个LED的电压/电流(V/I)曲线的指示。

来自检测器18和编码器42的信号被传送到可以容纳在患者监控器12中的监控组件120。在所示的实施例中，监控组件120包括连接到内部总线50的微处理器48。微处理器48适于执行专门的软件，作为执行本文描述的功能的一部分，该软件可以包括操作***和一个或多个应用程序。硬件存储器54以及用户输入、显示、数据输出和扬声器等还连接到总线50。

监控器组件120还包括时间处理单元(TPU)58，其向光驱动电路60提供时序控制信号，光驱动电路60转而驱动发射器16中的红色LED和IR LED。TPU 58还可以控制来自检测器18并通过放大器62和开关电路64的信号的选通。这些信号被在适当的时间采样，光源根据该时间照明，从而产生分别代表检测到的红光和红外光的两个时变电信号。每个接收到的信号通过放大器62、低通滤波器68和模数转换器66。然后，数字数据可以被存储在队列串行模块(QSM)56(或缓冲器)中，以便以后下载到存储器54中。在一些实施例中，对于所接收的多个光波长或光谱，可以存在多个分离的平行路径，其具有与放大器62、滤波器68和/或A/D转换器66等效的组件。放大器62可以独立地或一起放大这些并行路径。可以使用通过总线50耦合或以其他方式耦合(例如，经由外部总线)的组件(例如，微处理器48、RAM 54、模数转换器66、在图2中示出或未示出的任何其他合适的组件)的任何合适的组合。

监控器组件120包括向传感器14供电(以驱动LED 16)并接收、过滤、数字化和处理来自检测器18的所得电信号的电气组件。监控器组件120包括微处理器48，其通过使用各种算法和/或查询表对接收到的信号进行处理，以确定患者的生理参数，例如SpO2、脉搏速率和/或呼吸速率。如上所述，微处理器48还从编码器42接收信息，并在处理信号时使用该信息。来自编码器的信号可以包括例如与患者特征或传感器14的特征有关的编码信息。在一些实施例中，微处理器48还经由用户输入接收信息，并且这种信息可以包括监控器设置、警报设置和患者特征(例如年龄、体重、身高、诊断、用药、治疗等)。

图1中的患者监控器12被示为具有其自己的传感器端口29和显示器30的独立盒子。在该实施例中，监控器组件120(在图2中的虚线框中示出)被容纳在监控器12中，以与传感器14通信，并计算和显示患者40的生理参数。可替代地，监控器部件120可以设置在独立的电路板上，该电路板本身被集成到较大的多参数患者监控器中。电路板上的监控器组件120可以是集成到多参数监控器中的多个单独电路板之一，该多参数监控器用于将多个不同的信号和数据一起收集到一个监控器显示器中。在这种情况下，可以以小型化的形式来提供监控组件120，或者可以由电路板来承载监控组件120，使得监控组件120可以与多参数监控器连接或集成到多参数监控器中。多参数监控器可以被配置为计算生理参数并提供中央显示器，以用于可视化来自监控板(具有组件120)和/或来自其他医学监控设备或***的信息。多参数监控器包括处理器，该处理器被配置为执行用于计算一个或多个生理参数并显示生理参数和/或关于患者监控***10的其他信息的代码。此外，患者监控器12、与监控组件120集成的多参数监控器和/或传感器14可以连接到网络，以使得能够与服务器或其他工作站共享信息。

如以上描述所示，传感器14与更大的***通信，该更大的***包括其他电子部件、处理器、显示器和电源。在正常操作期间，当将其他设备******或从***中移除时，例如将其他传感器或设备***多参数监控器或从多参数监控器中移除时，可用于驱动传感器14的功率可能会波动。随着电池老化或耗尽，或由于墙上插座的电流波动，可用于驱动传感器的功率也会随着时间而变化。此外，组件可能在不同的时间进行升级，使得更新的电路板(具有监控组件120)可能需要驱动一系列不同的传感器(在不同的时间设计并具有各种组件)，或者可能需要由一系列不同的监控器或电路板(也在不同的时间设计并具有各种组件)驱动新的传感器。下面描述的技术方案可以有助于更新这些组件，而不必浪费大量现有库存，并且可以在新一代和较老一代***之间实现跨功能性，同时仍保持足够的工作范围以实现对患者的准确监控。例如，技术方案被描述为使监控器能够有效地操作各自具有不同功率和操作范围的不同传感器，例如通过电缆连接并由监控器供电的第一传感器以及通过无线通信连接并由自身的电池供电的较新的第二无线传感器。

此外，传感器14本身根据情况改变其功率要求，以便维持用于生理测量的可靠信号。例如，由组织引起的光信号的衰减量可以基于患者40的生理状况而变化。此外，由患者40的组织衰减的光信号可以由于其他来源中的噪声而劣化。较深的皮肤色素沉着倾向于使光信号更加衰减，而低血流灌注则倾向于使光信号更弱并且更难以清晰地检测。一种噪声源是到达光检测器18的环境光。另一种噪声源是来自其他电子仪器的电磁(EM)干扰。患者的运动也会引入噪音并使信号失真。例如，当移动导致检测器18或发射器16从皮肤移开时，检测器18与患者皮肤或发射器16与皮肤之间的接触可能会暂时中断。而且，因为血液是流体，所以它与周围组织对惯性作用的响应不同，这可能导致在传感器14所连接的点处的体积瞬时变化。

噪声(例如，来自环境光、EM干扰或患者移动产生的噪声)可能会使来自传感器的电信号以及护理提供者所依赖的最终生理参数劣化，而护理者却不会意识到。如果对患者的监控是远程的，噪声太小而无法观察到(例如患者的小动作)，或者护理人员正在观察仪器或患者的其他部位而不是传感器部位，则尤其如此。

结果，保持最小信噪比(SNR)以获得可靠的信号可能很重要。考虑到患者监控***10的效率、可用功率以及传感器14的规格，光驱动电路60以一定的电流水平驱动发射器16可能是重要的。因此，当传感器被用在患者身上时，LED驱动器60改变提供给LED 16的电流，以增加或减小LED的亮度，以维持可靠的SNR。例如，LED驱动器60可以增加电流以在患者40具有低的血液灌注时增加亮度，在打开附加的室内灯时克服附加的环境光噪声，或者在患者移动时透过运动噪音来跟踪生理信号。作为另一个示例，当患者具有强烈的灌注产生非常强的信号或当室内灯关闭时，监控器可以减小电流以减小LED的亮度，从而避免检测器18被太亮的信号饱和。该电流控制可以实时动态调整，以跟踪患者的生理信号。

LED驱动器60在决定使用多少功率来驱动发射器16时平衡了多个竞争的利益。例如，当患者监控器12被结合到多参数设备中(或者作为具有多个患者监控器的***的一部分，或者在单个物理监控器中)时，在单个物理多参数监控器中可能有代表多个患者监控器的多个电路板。这个多参数监控器可以依赖电池电源来获得临时或持续的电源。可能有动机减少患者监控器12消耗的总功率。结果，患者监控器12可用的功率的电压可能被限制。例如，在某些情况下，可用电压可能被限制为3.3V或3.0V或2.7V。用于患者监控器12的有限可用电压可能给患者监控器12带来设计挑战。此外，患者监控器12可能需要适应大范围的可用电压，以促进其在具有一系列不同的传感器的不同的多参数监控器、医院设施或其他其他***中的使用，并为尚未设计的***的未来需求保持灵活性。

从监控器(例如，从发射器驱动线)到传感器以驱动LED的可用电压根据监控器12(或监控组件120)的可用电压以及提供给传感器的电流而变化。这种关系在图3中显示，该图显示了在图中标记为图例的七个不同的电源线电压(对板可用的总电压)下工作的相同的监控组件120(例如在患者监控器12或多参数监控器中)。示出了2.4V、2.7V、3.0V、3.3V、3.6V、3.9V和4.2V的固定电压，然而也可以使用其他电压。或者，可以使用可变的电源线电压。即，在顶部线的迹线中，电路板120具有对其可用的4.2V的最大值，而在最低线的迹线中，电路板具有2.4V的最大值。在一个实施例中，相同的监控组件120被设计为在所有这些不同的场景中操作，以维持各个安装的灵活性。但是，如图3所示，即使在恒定的电源线电压下，传感器可用来驱动LED的电压也不是恒定的。相反，随着驱动发射器的电流增加，LED可用的电压下降。在一个实施例中，这是由于LED驱动电路60(参见图2)的内部电阻，该内部电阻随着电流的增加成比例地消耗更多的电压。因此，在传感器LED以50mA的电流工作时，以4.2V(图4的顶部迹线)为上限的板实际上只能向传感器LED提供约3.5V的电压。

图3中的V/I曲线基于对LED驱动电路60中的电阻建模的电路模型。可从监控器驱动线获得的用于驱动发射器的电压或患者监控器驱动电路的V/I曲线也可以根据更复杂的电路模型来确定。例如，在一个实施例中，电路模型可以在电源电压和发射器驱动器之间包括一些电容或电感，从而导致V/I曲线是非线性的。可以有多个驱动电路，导致V/I曲线呈分段线性或分段非线性。另外，可以通过在患者监控器上进行测试来确定V/I曲线，使得该数据可以凭经验而不是通过模型来确定。或者，可以使用这些方法的某种组合来确定V/I曲线。此外，可以在设计患者监控器时、在测试时、在制造过程中或在任何其他时间确定V/I曲线。每个单独的板可以独立确定其V/I曲线，或者板的设计可以使用一条通用的V/I曲线。

在某些情况下，此可用电压可能不足以驱动所有在医疗传感器范围内可用的所有LED。LED可能会根据施加的电压和电流而做出不同的反应，并且在低可用电压下，某些LED可能无法提供足够的亮度以产生可靠的生理信号，或者可能没有足够的工作范围来透过噪声、低灌注或其他场景来跟踪信号。

在考虑上述功率折衷时，从患者监控器驱动电路获得的电压的知识仅是信息的一部分。LED为了有效工作所需的电压也是考虑的一部分。转到图4，大多数LED可以用等效电路建模，如图所示。虽然等效电路可能无法完美地代表LED，但它确实有助于对LED在通电后的工作方式有一个较高的了解。在一个实施例中，LED可以被建模为与电阻器70串联的肖特基二极管72。如本领域普通技术人员将理解的，LED也可以使用不同的电路模型来建模。二极管72由电流74驱动，该电流以给定的电压76提供。LED具有由电阻器70表示的一些内部电阻，以及根据等式V＝I*R的跨电阻器70的相对于电流74的电压降，其中V是电压，I是电流，R是电阻。因此，电压76与跨二极管的电压78不同。在多个二极管中，存在使二极管72工作必须提供的最小电压78。在多个LED的情况下，这可以在1.5到2.25伏的范围内。在其他情况下，跨二极管所需的最小电压78可以更高或更低。

在二极管主动地发光的同时，跨二极管观察到的电压78将保持相对恒定，而跨LED所需的电压76将随着提供给LED的电流74的量而变化，该电流74与LED的电阻R1成比例。在患者监控***10的一些实施例中，如上所述，提供给LED的电流74将由LED驱动器60调整以随时间变化，以便允许患者监控***10有效地操作。LED可以具有最小电压，低于该最小电压，二极管72可能根本不起作用，或者可能产生不一致的光。在一些实施例中，这可能导致整个患者监控***10不能精确地操作的情况。因此，可以存在确定可用于驱动LED的电压的值以及跨LED的最小电压76，使得二极管将正常工作。

在图5中显示了多个LED的V/I曲线。可以看出，各个LED可以根据其内部电阻(由图3中的电阻器70建模)而显著变化。图5中表示的LED包括各种LED类型，包括来自不同制造商的LED和不同亮度的LED。例如，LED D和E是相同型号的LED，但制造上略有不同。LED A是传统的标准亮度LED，LED B是传统的高亮度LED，LED C是新型的高效率、高亮度LED。LED的V/I曲线可以通过多种方式确定。在一个实施例中，可以在多个驱动电压下测量每个单独的LED以确定其V/I曲线。作为一种选择，可以通过在以恒定电流驱动LED的同时测量跨LED的引线的电压降来进行测量。这些测量可以在2、3、4、5或更多个不同的驱动电流下进行。LED的制造商规范也可以用作出发点，然后针对特定的LED使用单独的测试以使其个性化。如图5所示，LED D在45mA的驱动电流下需要超过2.8V的输入电压。如上所述，在45mA电流下，该电压可能不能从某些患者监控器的发射器驱动线获得。

在图6中，显示了来自图4的一些患者监控器驱动电路的V/I曲线以及来自图5的LED的V/I曲线。很明显，在较高的驱动电流下，在本示例中的一些LED与本示例中建模的患者监控器12不兼容。例如，在高于25mA的驱动电流时，LED C和D的输入电压要求都高于电源线电压为2.7V时从板可得的驱动电压。类似地，在高于36mA的驱动电流下，LED B、C和D的输入电压要求高于电源线电压为2.7V时从患者监控器12可得的电压。从一块电路板的角度看图6，只有当该传感器具有LED A或LED E时，输入电压为2.7V的电路板才能将传感器从10mA一直驱动到45mA。具有其他LED的其他传感器都达到这样的电流水平：在该电流水平下，它们需要比该电路板可以提供的电压更高的电压。

在操作中，如果此电路板连接到具有LED B的传感器，例如通过在35mA以下操作LED，它首先可以充分地工作。但是，如果监控条件发生变化并且需要向LED施加更高的电流——例如患者的脉动信号变弱或噪声干扰，并且LED驱动电路60命令增加电流以维持生理信号中合适的SNR——如果所命令的电流超出监控器可提供的电流，则监控器可能会触发传感器错误。这可能会导致监控器中断监控，直到连接了新的传感器位置。失去监控功能可能会干扰患者的医疗服务。

根据一个实施例，提供了一种方法来在对患者使用传感器之前检查传感器的兼容性，以确认在给定的临床环境中可以在足够宽的工作范围内(例如，达到足够的电流水平或SNR)驱动传感器。通过提供额外的安全检查以验证单个传感器可以在单个监控器设施中正常工作，此方法减少了对传感器和监控器开发的限制，使得用户能够在传感器和监控器中启用更新、更先进的电气组件。下面描述该安全检查的实施例。

在一个实施例中，每次将传感器连接到监控器时，患者监控器(例如独立监控器12或监控组件120)都会进行初始测试，以确定监控器是否可以提供足够的电压以将传感器驱动至最小电流水平——在此可以将其称为检查水平或检查值。该电流检查值是特定于传感器的且基于传感器所承载的特定发射器的电气特性的。在实施例中，该检查值被编程到每个传感器中并存储在传感器的编码器42中。该检查值定义了最小工作范围(在检查水平和可用于使得LED激活的绝对最小电流之间)，需要该最小工作范围来能够将传感器驱动到各种亮度水平，以通过噪声、患者运动和其他情况来跟踪生理信号。

此安全检查的示例如图7所示。每次将传感器连接到监控器时，监控器都会将该传感器视为新传感器并运行安全检查。在步骤80中，安全检查包括确定可从发射器驱动线获得的电源电压。该电源电压会随电流而变化，因此电源电压也将由电流来预计(如图4所示)。安全检查还包括将传感器驱动到第一电流并测量跨LED的正向电压(V，图3中的项目76)，如步骤81所示。该电压值被存储为第一电压值。安全检查然后包括步骤82，将传感器驱动到第二不同的电流，并测量跨LED的第二不同的正向电压。然后使用两个测得的电流/电压对来确定LED的V/I(电压/电流)曲线(如图5所示的那些)。接下来，安全检查包括步骤83，预计该LED V/I曲线直到其与板子的有限输入电压相交的点(如图6所示)。例如，在图6中，LED B的V/I曲线在约35mA和2.2V处与2.7V电路板的可用电压相交。此交叉点处的电流是电路板可以传递给LED的最大电流。在步骤84中，将该最大电流与编程到传感器中的最小检查值进行比较。如果预计的最大电流低于检查值，则将传感器视为有缺陷而予以拒绝。编程到传感器中的检查值可以被认为是“最小最大”值(即，为了使传感器具有足够宽的工作范围并满足质量标准，电路板必须能够提供的最小电流)。尽管在该示例中以特定顺序呈现了这些步骤，但是在其他实施方式中，这些步骤可以以不同的顺序来完成。

例如，考虑具有图6中的LED D的传感器，该传感器连接到具有2.7V输入电压的板。生成传感器的V/I曲线(例如通过在15和20mA两处测量其电压并将一条线拟合到这些点)，然后将该曲线绘制在图6中。然后，找到生成的传感器V/I曲线与板的输入电压的交叉点。对于LED D和2.7V的板，在图6中用星号表示交叉点。增大的传感器V/I曲线与下降的板电压的交叉点显示了可用于LED的预计最大电流(即，板可以传送到LED的最大电流)。对于LED D和2.7V的板，预计的最大电流为25mA。但是，在实施例中，具有LED D的传感器被编程为具有30mA的检查值，以确保有足够的电流来将LED驱动到足够亮，以提供能够进行准确的生理测量的高质量PPG信号。结果，此特定传感器与2.7V的板不兼容。因为预计的最大电流(25mA)低于最小可接受的最大电流(检查值一一30mA)，所以传感器被拒绝，并且监控器发出错误消息(或采取以下其他步骤)。然后，医护人员可以选择与显示器兼容的其他传感器。

编程到每个传感器中的最小-最大(检查)值是基于该各个传感器的性能特征来确定的。例如，具有新的、更亮的LED的传感器可以能够在较低的电流值下提供良好的性能，因此在最大可用电流相对较低的情况下可以安全操作。因此，与具有较低效率的LED的旧传感器相比，具有明亮的LED的新传感器可以存储较低的值作为其检查值。分配给每个传感器作为该传感器的最低最大电流的检查值是基于质量和性能标准的。这些反过来可以来自传感器性能的广泛测试，例如测试单个传感器组件以评估传感器可以在各种电流和电压水平下产生的PPG信号。电流值被选择为使得传感器能够传递具有足够SNR的PPG信号，从而产生可辨别的信号，该信号即使在挑战性的患者条件下(如脉搏微弱、色素沉着、运动噪声和其他干扰)，也能可靠地用于准确的生理测量。为了即使在这些挑战性的条件下也能提供患者的生命体征的可靠监控，***需要能够将传感器驱动到该检查值，从而为LED提供足够的电流以增加其亮度并产生足够强的PPG信号。如果***无法达到检查值，则传感器可能无法在挑战性的条件下生产高质量的PPG，并且***会作为故障的传感器而拒绝传感器。

例如，当不同的传感器类型使用具有不同亮度或功率要求的不同LED时，该检查值可能会因传感器类型而异。这些不同的传感器类型将具有不同的V/I曲线和不同的预计最大电流。此外，即使是相同类型、具有相同的LED和其他电气组件的各个LED，也会因制造或工作条件(例如温度)的微小差异而有所不同。结果，未通过安全检查的传感器可能只是制造上的异常值，而相同类型的其他单个传感器将通过安全检查。

患者监控器12或患者监控部件120可以被设计为使其可以确定向其供应了什么电源线电压。例如，这可以通过将患者监控器12合并到***中时的硬件设置来确定，或者可以通过在患者监控器12被合并之后由患者监控器12运行的算法来确定。可选地，可以使用这两种方法来相互证实。

可替代地，特别是在电源线电压可变的情况下，可以直接确定在发射器驱动器处可用的板V/I曲线。这可以通过以一个或多个设定电流驱动一个或多个LED来实现。例如，如果以20mA的目标来驱动发射器驱动线，然后以25mA的目标来驱动发射器驱动线，则可以确定发射器驱动线的板V/I曲线。举例来说，可以例如通过数模转换器(DAC)来驱动的发射器驱动线可以被驱动至20mA的目标。当发射器驱动器由患者监控器供电时，患者监控器12或单独的处理器或硬件可以测量通过发射器驱动器驱动的实际电流，因为这可能与20mA的目标略微不同。为了提高精度，可以测量实际电流。为了也测量电压，然后可以再次以相同的目标电流驱动发射器驱动器，并且可以测量得自发射器驱动器的电压。然后可以在例如25mA的目标上执行相同的过程。如可以理解的，这些测量的顺序可以颠倒。然后可以将收集的数据与电源线电压一起使用，以确定可以由患者监控器12提供的最大电流，以安全且有效地驱动LED。对于其他电流水平也可以重复该过程。

在上述安全检查中，当传感器连接到监控器时，LED的V/I曲线由患者监控器动态生成。这使监控器能够在监控器的操作环境中验证传感器的性能(包括预计最大电流值)。该检查允许确定具有特定患者监控器12的特定传感器14的安全和有效的操作区域。由于患者监控器可以提供的电流量可以基于LED的V/I曲线和患者监视器发射器驱动线的板的V/I曲线而对于不同传感器而变化，此检查允许患者监控器来确定在患者监控器12和传感器14的给定组合下可用的操作参数。由于LED的有效性可能会受到过低的电流的损害，所以该安全检查还允许验证患者监控器12和传感器14的特定组合提供足够宽以允许有效的患者监控的工作窗口(驱动电流的可用变化)。

在另一个实施例中，如果需要，可以在传感器的设计或制造时一次生成传感器的V/I曲线，并且可以将所测量的V/I曲线本身编程到传感器中，例如存储在编码器42上。V/I曲线可以被存储为两个测量的电压-电流对，或者值的表格，或者公式(例如基于两个测量点的线性关系)。当传感器连接到患者监控器时，监控器然后沿着该V/I曲线进行预计以找到与监控器的输入电压的交叉点，如图6所示。与上文一样，监控器然后可以确定可用于传感器的最大电流，并对照编程在传感器中的检查值进行检查。

在某些情况下，在确定了预计的最大驱动电流之后，患者监控器12可以物理地尝试以该电流驱动LED。采取此步骤是因为预计的最大电流是一个估计值，并且在该电流下***的实际性能可能与传感器的V/I曲线所使用的线拟合公式不同。如果发射器驱动电路无法将LED驱动到最大驱动电流，则减小预计的最大电流的估算值。然后将减小的值与存储在传感器上的最小值进行比较，并且如果减小的值低于最小值，则拒绝该传感器。

根据一个实施例，还采用了缓冲或净空余量，从而实质上减小了可用的工作范围。净空是一个缓冲值，该值被添加到所需的最小工作范围内。这说明了LED可能在其中工作，但偶尔或不一致地工作的工作空间。该净空余量可以是固定的缓冲量，例如0.4V。例如，参考图9，已经从图6复制了LED D与2.7V的电路板的交叉点。此外，LED D的V/I曲线被示出为具有净空或缓冲调整。如图9所示，净空或缓冲调整会增加LED D的整个V/I曲线。例如，在图9中，将0.2V的缓冲值添加到LED D的整个V/I曲线以创建具有缓冲/净空调整的LED D的V/I曲线。具有缓冲器调整的LED D的V/I曲线与2.7V的电路板的V/I曲线在20mA处相交。因此，当与该板连接时，具有缓冲/净空调整的LED D的预计最大电流为20mA，并将此该值被与存储的检查值相比较。

显然，可以替代地进行该缓冲或净空调整以通过其他方式减小可用的操作范围。例如，这可以通过降低板的可用V/I曲线中的电压，或通过减小预计的最大电流。在一个实施例中，净空余量可以是可调整的。举例来说，对于2.7V的电源线电压，净空余量可以较小，而对于3.3V的电源线电压，净空余量可以较高。例如，该可变净空可以在0.3V至0.4V之间变化。

在计算可以包括净空要求的新的最大驱动电流之后，LED驱动器可以再次尝试以该最大驱动电流来驱动LED。如上所述，如果测试失败，则可能需要降低最大驱动电流，然后重试。可以重复执行此操作，直到以最大电流成功驱动LED并且所产生的电压低于净空要求。

如上所述，在某些情况下，可能存在最小的可允许驱动电流带宽。以非常低的电流驱动的LED可能会产生不一致的结果，因此V/I曲线的非常低的电流末端可能无法用于操作。类似地，如上所述，由于可用的发射器驱动电压有限(与LED V/I要求相比)，V/I曲线的上端电流可能不可用。这可能会留下不足以使患者监视器12有效地工作的可用工作电流带。如果例如由于在4mA以下结果不一致并且在12mA以上发射器驱动线电压不足，导致LED只能在4mA和12mA之间驱动，那么可用于患者监控器12的工作的8mA电流带可能会太窄而无法有效操作。因此，为了确保患者监控***的一致性，在一个实施例中，该***需要在最小电流和最大电流之间的最小电流带宽，例如20mA范围。例如，当使LED工作的最小电流为4mA时，***可以要求最大电流不小于24mA(4mA加20mA带宽)。这可以为患者监控器确保更大的灵活性，以调整LED的驱动电流，从而产生更安全、更有效的监控结果。在上面讨论的实施例中，由于发射器驱动电流只能被驱动到12mA而不是24mA(或其他确定值)，因此传感器将由于不兼容而被拒绝。

在以上示例中，监控器拒绝了不兼容的传感器。这可以通过多种方式完成，例如发出警报、产生错误消息或禁用传感器的某些功能。警报可以是视觉警报、听觉警报或触觉警报，例如振动。另外，患者监控器12可以通过这些警报向患者或用户提供简单的通知，或者在发生警报的情况下可以关闭某些或全部功能。该警报可以通过简单的阈值警报来触发，患者监控器12可以提供给LED的最大允许驱动电流低于阈值或例如25mA。在这种情况下，例如，患者监控器12可以警告患者传感器14可能无法正常工作，或者患者监控器12可以指示传感器14不能正常工作，并例如停止工作。警报还可以基于也涉及多个阈值的更复杂的阈值分析。例如，未通过安全检查的传感器仍可用于测量患者的心率，但不能用于测量SpO2。另外，第二个测量参数(例如患者的心律)可以会有第二个阈值。例如，患者监控器12可能要求“最小最大”驱动电流至少为25mA以测量SpO2(或要求用于SpO2的第一个相对较大的电流带宽，例如20mA带宽)，但“最小最大”驱动电流仅需大于15mA来测量患者的心率(或需要第二个相对较小的心率电流带宽，例如10mA带宽)。在这种情况下，具有22mA的“最小最大”驱动电流的传感器与特定的患者监控器12(例如，从4到22mA的18mA范围)结合将使得能够测量患者的心率，但是不是SpO2。具有12mA的“最小最大”驱动电流的传感器将不能够测量患者的SpO2或心率。这可以允许患者监控器根据给定测量所需的信号范围来定制操作。根据一个实施例，当传感器没有通过安全检查时，监控器可以仅驱动红外LED发射器，并且在监控器显示器上仅显示心率和脉搏波形。针对降到安全检查阈值以下的传感器/显示器组合的有效操作，可以选择要测量和/或显示的各种参数。

图7示出了根据实施例的操作方法。在步骤80中，患者监控器将确定电源电压。这也是一条V/I曲线，反映了来自患者监控器12的发射器驱动线的可用电压。通过使用固定的电源线电压和患者监控器的电路模型来确定可从患者监控器电源线获得的V/I曲线，可以以数学方式进行此确定。可替代地，可用电压可以在两个点处测量并被组合以确定V/I曲线。虽然此步骤被示出为第一步，但在另一种实施方式中，这些步骤可能以替代顺序发生。另外，该步骤可以在传感器14连接到患者监控器12之前或之后发生。

当传感器14连接到患者监控器12时，患者监控器将以第一发射器驱动电流驱动传感器并测量发射器驱动线上的电压。该步骤81可以包括发射器驱动电流以及电压的测量，以提高精度。这可能需要两个单独的测量——一个电流测量和一个电压测量。然后，患者监控器12将以第二发射器驱动电流来驱动传感器14，并测量发射器驱动线上的电压。如在步骤81中一样，步骤82可以包括电流以及电压的测量。然后，使用两个测得的V/I点来计算LED的V/I曲线。

然后，患者监控器将利用代表LED要求的V/I曲线和代表可以从发射器驱动线获得的电压的V/I曲线来在步骤83中找到相交叉点。该相交叉点是用于传感器14和患者监视器12的组合的最大驱动电流。患者监控器会将该最大驱动电流与阈值进行比较，以确定特定患者监控器12连同传感器14的操作范围是否足够宽。如果最大驱动电流降至“最小最大”驱动电流阈值以下，则患者监控器12将在步骤84中拒绝传感器14。

图8示出了根据实施例的操作方法。在将传感器14连接至患者监控器之后，患者监控器12可以将红色发射器16驱动至第一电流水平。在脉搏血氧饱和度测定中，对于患者监控器12来说，与红外LED相比，红色LED上需要更大的电流变化是公知的，因此，在一个实施例中，仅分析红色LED以进行安全检查。患者监控器12将尝试以第一电流水平驱动红色发射器16，但是由于制造、环境和实施方式的变化，实际电流水平可能不同于该第一电流水平。因此，在步骤85中，患者监控器12尝试以第一电流水平驱动红色发射器16，并且在驱动发射器的同时，测量实际电流水平。这种测量可能对于一个电流水平发生一次，或者对于多个电流水平发生一次以上。

步骤86与步骤85类似地进行，但是在电流被驱动到目标水平的同时测量跨红色LED的电压。例如，该传感器电压可以是跨传感器的电压水平，也可以是跨传感器中不同LED的电压水平。在某些情况下，传感器14可以包含多个发射器和/或多个LED。因为相同的测量可以在多个电流水平下进行，所测量的电压可以是跨传感器中的任何一个或多个LED和/或发射器的电压降。这些水平可以是例如20或25mA。在某些情况下，所利用的电流可以更高或更低，例如10或15mA，或者40或45或50mA。如在判定88所示，如果实际电流水平和测得的正向电压都在公差内，则算法可以继续进行。如果实际测量的电流从第一电流的变化超出公差，或者测量的正向电压从目标的变化超出公差，则患者监控器12可以发出警报90。例如，这可能是听觉或视觉警报，给算法以进行进一步处理的指令或操作中的改变。

在步骤92中，患者监控器12将使用测量的电压和测量的电流数据来确定与传感器14结合的患者监控器12的最大驱动电流值。这可以是绝对最大值，也可以是包括缓冲或净空以确保LED可以安全有效地工作的人工最大值。测量的值可以包括在两个电流水平(例如20和25mA)下测量的电流和电压。这些电流和电压测量值用于传感器的V/I曲线，其被与患者监控器的电源线电压的预计进行比较，例如，以确定可用于传感器的最大电流值。

在步骤94中，所测量的电流和电压值被用于设置参数以使患者监控器12执行对患者的监控。例如，在脉搏血氧饱和度测定法中，可能需要改变流向传感器14中一个或多个LED(例如红色LED)的电流，以提高患者监控器的测量能力。所测量的电流和/或电压值可以帮助向患者监控器12告知传感器14和/或LED的特定特性，从而允许患者监控器12更有效地改变传感器14和/或LED的输出。例如，这可以通过定义一个或多个LED的V/I曲线的斜率和偏移量来完成。

在步骤96中，患者监控器12将LED驱动至预计的最大电流。如果实际电流水平未达到最大电流水平或相对于最大电流水平有一定的公差，则患者监控器12可以在判定98处向警报器100发信号。这可以是听觉的或视觉的，或某种其他警报。它可以与警报90相同或相似，也可以不同。替代地，警报可以是转移到可选步骤110，在步骤110中可以调整目标电流，然后算法可以重新测试最大电流。

在步骤102中，在电流被驱动到最大电流水平的情况下测量电压。在判定104中，如果电压不在容许范围内，则患者监控器12可以发出警报106。如在判定98中那样，这可以是任何类型的警报，包括转移到步骤110。

可以做出附加决定108，以验证缓冲或净空是正确的。缓冲或净空是超出实际测量值的额外电压或电流调整，以避免LED内的工作空间不一致。例如，如果确定用于患者监控组件120和传感器14的特定组合的最大电流为25mA，则可以将缓冲值设置为3mA，这将之后导致22mA的最大电流值。从LED可以工作的角度来看，在22mA和25mA之间的区域可能仍可工作，但结果可能不一致。如上所述，缓冲或净空可以设置为固定值，也可以变化。如果净空不足和/或在步骤96中测量的电流被确定为不正确，则在步骤110中降低最大电流，并且可以重复测试最大电流的过程。当发现满足净空要求以及电流和电压要求的最大电流时，患者监控***10可以继续监控患者。

在一个实施例中，患者监控器12基于编码在传感器上的信息，减小LED驱动器60的操作范围以匹配传感器14的操作范围。例如，可以对患者监控器进行编程，使其在0至50mA之间运行老一代的传感器，而对该范围没有任何限制。这对于具有工作在较低电压下的LED的旧传感器就足够了，例如图6中的LED A。但是，当将具有编码检查水平的较新传感器连接到监控器时，监控器会基于该编码信息来减小LED驱动器60的工作范围。具体来说，如上所述，可以调整LED驱动器，以将最小值提高到该传感器的编码的最小值，并将最大值降低到传感器上编码的检查水平或基于可从监控器获得的最大电压的预计最大水平。例如，可以调整LED驱动器以在4mA(操作LED的最小值)和25mA(传感器上编码的检查水平，或基于可用电压的预计最大电流)之间驱动传感器。在一个实施例中，传感器14是具有其自己的板载电池的无线传感器，并且在传感器上编码的检查值用于调整LED驱动器60以在可由电池输送的电流范围内操作传感器。在一个实施例中，当传感器连接到监控器时，监控器读取在传感器上编码的值(包括检查电流水平)，然后尝试将传感器驱动到该检查电流水平。如果成功，则该传感器是兼容的，并且可以在其最小值与检查值之间的范围内工作。如果监控器可能由于电压限制而无法达到该检查值，则传感器被拒绝。

在一个实施例中，传感器14可以包括如图2所示的编码器42。该编码器可以存储能够帮助如上所述操作的患者监控器12的运作的数据。举例来说，编码器42可以存储与一个或多个LED有关的数据，例如LED的波长或LED的校准系数。这些校准系数可以将监控算法调整为对于一个或多个LED中的特定一组更准确。校准系数可以是用于患者监控器的所有操作的单组系数，或者编码器42可以存储多于一组的校准系数以校准在多种情况下与LED一起使用的患者监控器12。举例来说，在脉搏血氧饱和度监控器中，编码器42可包括一组校准系数，以在患者的氧合在正常范围内(例如高于80％)时校准患者监控器12。编码器42还可包括指示改变可能发生在何处的数据，例如，在这种情况下为80％。编码器42还可以包括第二组校准系数，以例如在患者的氧合低于80％时校准患者监控器12。

另外，如上所述，编码器42可以包括与发射器驱动线电容和LED输入要求之间的关系有关的数据。该数据可以包括可由发射器驱动线用来驱动LED的最小驱动电流。LED可以具有不同的输入要求特性，因此最小电流可能会在各个LED或LED的多个型号之间变化。编码器42中的数据例如可以包括最大电流，LED应由发射器驱动线在该最大电流下驱动。同样，对于特定的LED或传感器行或某些其他分组来说，这可以是独特的。替代地或附加地，编码器42可以包括关于最小可允许的最大驱动电流的数据。该数据例如可以是患者监控器12可以用作警报或其他目的的阈值的电流的数字指示。编码器42可以进一步包括关于发射器的正向电压与温度之间的相关性的数据。

根据一个实施例，编码器42可以包括有助于患者监控器12以确保患者监控器12可以安全有效地驱动传感器中的一个或多个LED的附加或不同信息。例如，可以创建索引，该索引结合了用于传感器14的一个或多个输入参数以及对来自发射器驱动线的驱动功率的一个或多个需求。这可以以数字的形式存储，患者监控器12随后可以利用该数字来确定发射器16在实施时是否与患者监控器12兼容。

编码器42可以包括以一个或多个驱动电流驱动一个或多个LED所需的电压。例如，可以在传感器的制造期间测量该电压。

在一个实施例中，可以在制造时测量以两个不同的驱动电流驱动一个LED所需的电压，并将其记录在编码器42上。在使用期间，患者监控器12还可以测试LED的输入要求。然后，患者监控器12可以将编码器42中包括的电压与使用时确定的电压进行比较，以验证传感器值没有改变。如果传感器值已经改变，则患者监控器12可以通过提供听觉或视觉警报，终止操作或某种其他警报来进行警报。

这样，患者监控器12可以避免传感器错误的几种来源。例如，有时可以从现有的传感器14物理地获取编码器，并在具有不同光学组件的新传感器14中重新使用编码器。替代地，编码器42的内容可以被复制到具有新的光学组件的新传感器14中的另一个编码器42中。如本文所讨论的，可以通过绕过这些安全特征来损害患者监控***10的安全性和有效性。通过验证编码器42中的值，可以避免该错误。另外，光学组件在制造、运输和/或存储期间可能会损坏。验证编码器42匹配传感器14内的现有光学组件可以帮助避免传感器错误。

另外，可以在患者监控过程中继续测量发射器两端的正向电压。为了确保患者安全，安全检查程序确保监控器和传感器可以在足够宽的操作范围内一起操作，以使该组合可以有效地(安全地)监控患者。当处理与患者组织接触或接近患者组织的发射器时，安全性的上限可由发射器产生的热量决定。根据一个实施例，脉搏血氧饱和度传感器中的红色LED会产生热量，如果被以太大的功率驱动，该热量可能烧伤患者。为了使可用于驱动发射器的功率最大化(从而使***的工作范围最大化)，可以监控发射器的温度。这可以通过将温度传感器放置在发射器附近以不断测量发射器的温度来实现。然后可以使用该温度来控制提供给发射器驱动线的最大功率(或电流或电压)。或者，跨发射器的正向电压与发射器的实际温度密切相关。根据一个实施例，可以在监控器和传感器的组合的操作期间测量正向电压以跟踪发射器的温度，并且该温度结果可以用于控制要提供给发射器的最大功率。为了方便，可以将正向电压和温度之间的相关性与传感器数据一起存储在传感器中，并在操作过程中由监控器使用。根据一个实施例，来自温度传感器或来自正向电压测量的该温度数据可以用于识别传感器已经与患者分离的时间段，并且可以激活警报。

如上所述，传感器和监控器都随着技术的发展而发展。根据实施例，上述发展有助于确保传感器和监控器充分兼容，从而使组合将正确地起作用。在某些情况下，将使用未设计有本文讨论的特征的传感器或监控器，即，传感器或监控器将不具有如上所述的安全检查过程。根据一个实施例，即使***的一部分没有为安全检查过程设计，诸如图11所示的***也可以允许该***经历安全检查过程。

在图10中，示出了监控器12，类似于图1中所示的监控器12。在监控器12和传感器14之间并且通信地耦合到它们的是适配器140。在所示的实施例中，电线146和电线148用于将适配器140分别与传感器14和监控器12通信地耦合。应当理解，电线146和148中的一条或两条可以被无线通信链路或某些其他通信链路代替。线146和/或148可以与适配器140、传感器14和/或监控器12分离。类似地，如果将适配器的功能分别结合到传感器14或监控器12中，则可以省略线146或148。

适配器140包括LCD显示器142和LED指示器144。应当理解，这些指示器是可选的，并且可以被任何其他类型的显示器代替，例如CRT、LED、ELD、E Ink、PDP、OLED、DLP、SED、FED、激光电视、碳纳米管、量子点、IMOD或DMS或者可以被完全消除。适配器140可以进一步包括各种按钮或根据需要的开关。

图11示出了一种操作***的方法，该***包括没有设计成如上所述完成安全检查的监控器12。在步骤150中，适配器140连接至传感器14，并且适配器140连接至监控器12。适配器140可以被设计为优选或要求首先连接传感器14或监控器12。如果使用了错误的顺序，适配器可能会发出警报。该警报可以是LCD显示器142或指示器144上的指示，或者是一些其他警报，包括适配器140可能根本不起作用，或者仅部分起作用，直到遵循正确的程序为止。然后在步骤152中，适配器140从监控器12请求数据。该数据可以包括型号信息、传感器要求、发射器驱动特性、参数信息、历史信息等。根据一个实施例，监控器12可以将该信息发送到适配器140而无需等待请求。此数据可以是监控器12设计为发送给传感器14或适配器140的信息，或者可以是适配器140从监控器的操作或以其他方式收集的数据。根据一个实施例，该数据允许适配器140表征监控器12的驱动线和/或实现监控器12和传感器14之间的通信，无论它们是否被设计为彼此通信。

响应于从监控器12接收到的数据，适配器140可以确定传感器14的适当检查水平。然后，适配器如上文在步骤154中所述地进行安全检查。响应于安全检查，在步骤156，适配器140确定传感器14是否在与监控器12一起操作的公差内。如果传感器14与监控器12不兼容，则适配器140将发出警报。如上所述，该警报可以采取多种形式，例如听觉、视觉或听力警报。另外，它可以采取不允许监控器和传感器全部或部分一起操作的形式。

在步骤160中，如果传感器14确实通过了安全检查，则适配器140可以充当监控器12和传感器14之间的中介。该作为中介的功能可以意味着转换数据——例如驱动线信号和传感器信号——使得传感器14和监控器12可以通信。作为中介的功能可以包括与监控器12和/或传感器14的握手通信，以将监控器12或传感器14识别给另一个。该功能可以包括***信息以将监控器12或传感器14错误地识别给另一个，使得监控器12和传感器14即使设计为不通信也将彼此通信。

转到图12，示出了一种方法，其中设计用于进行安全检查的监控器与可能不被设计用于安全检查的传感器一起工作。在步骤162中，将适配器140连接到监控器12。如上所述，虽然实施方式可能需要特定的顺序，但是将监控器12和传感器14连接到适配器的顺序并不重要。根据一个实施例，当传感器14连接到适配器140时，适配器140从传感器14接收信息，该信息允许适配器140表征传感器14。该信息可以包括传感器标识数据、传感器类型数据、发射器信息、检测器信息、制造信息、连接器信息或使适配器140能够将传感器14与监控器12连接和/或允许监控器12对传感器14进行安全检查的任何其他信息。在步骤164中，适配器140以监控器12期望或请求的格式将数据发送到监控器12。根据一个实施例，适配器140将数据发送到监控器12，使得适配器140对于监控器12将是不可见的，并且监控器12将感知到正在与该监控器12被设计为与其一起操作的传感器14通信。

在步骤166，监控器12将确定传感器14是否看起来是被识别的传感器。在利用适配器140的实施例中，该确定可以基于适配器140是否能够与传感器14通信以便提供将允许监控器12通过上述安全检查来适当地测试传感器的兼容性的表征。这可以包括设计为通过安全检查的传感器，包括那些具有存储在传感器14上的V/I信息的传感器。未被设计为通过安全检查和/或没有V/I信息存储的传感器13也可以被包括在适配器140内，如果适配器140能够例如通过传感器类型、发射器类型等表征传感器14的特性。通过这种方式，适配器可以促进未设计为一同工作的传感器和监控器之间的通信，同时仍然允许进行安全检查，以确保监控器12和传感器14的组合对于患者和护理人员而言将是安全且有效的。

在步骤168中，如果监控器12未识别出传感器14并且适配器140不能充分表征传感器14，则监控器12或适配器140产生警报。该警报可以是视觉的、听觉的或触觉的，或者该警报可以是功能的缺乏或限制。

在步骤170中，监控器12如上所述进行安全检查。如果通过适配器140调整的传感器14在可接受的范围内，则在步骤176中，监控器12和传感器14将与适配器140一起工作，从而在两者之间转换和/或传递信息。如果传感器14不在可接受的范围内，则在步骤174中，监控器12或适配器140将如上所述地产生警报。

图13示出了根据实施例的制造传感器的方法。在步骤120中，用诸如编码器42的存储元件构建传感器。该传感器具有至少一个发射器，例如红色LED。根据一个实施例，传感器可以是具有红色和红外LED的脉搏血氧饱和度传感器。根据各种实施例，传感器可以采取多种形式。传感器可以具有例如绷带式包裹物、结构外壳、具有各种波长的多个LED、电极、温度传感器、运动传感器、有线通信、无线通信、板载处理等。

在步骤121中，以目标驱动电流驱动发射器。实际驱动电流可能会根据发射器的各个物理属性而略有不同。当用目标驱动电流驱动发射器时，可以测量实际驱动电流。在步骤122中，在以目标驱动电流驱动发射器的同时，测量发射器的实际正向电压。可以针对多个目标驱动电流重复步骤121和122。以此方式，可以确定发射器的V/I曲线。在一个实施例中，一个或多个目标驱动电流可以与已知的制造硬件一起使用，以确定发射器如何与已知的发射器规格不同，从而能够确定发射器的V/I曲线。

在步骤124中，可以将发射器的V/I曲线确定为完整曲线，确定为曲线上的一个或多个点，确定为一个或多个点连同直线或曲线的一个或多个斜率或其他方式。例如，V/I曲线可以由直线的斜率和偏移表示。

在步骤126中，将在步骤124中确定的V/I曲线与参考值进行比较，以确定传感器是否在可接受的公差内。例如，该公差可以基于传感器和/或发射器规格进行预设。如果V/I曲线不在可接受的公差内，则在步骤128中拒绝传感器。然后可以将传感器送回以进行修理/再处理，或者可以将其贴标签以限制使用，或者以其他方式拒绝。如果V/I曲线在可接受的公差内，则在步骤130中，将V/I曲线记录到诸如编码器42的存储器上。如上所述，该V/I曲线可以以多种格式记录，例如一个或多个点、斜率和/或偏移或以其他方式。在步骤132，验证记录在存储器上的数据的准确性。

这里描述的***和方法可以以其上记录有指令以供处理器或计算机执行的有形和非暂时性的机器可读介质或介质(例如硬盘驱动器、硬件存储器等)的形式提供。指令集可以包括指示计算机或处理器执行特定操作(诸如在此描述的各种实施例的方法和过程)的各种命令。指令集可以是软件程序或应用程序的形式。计算机存储介质可以包括易失性和非易失性介质以及可移动和不可移动介质，用于存储诸如计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据之类的信息。计算机存储介质可以包括但不限于RAM、ROM、EPROM、EEPROM、闪存或其他固态存储技术、CD-ROM、DVD或其他光学存储、磁盘存储或可以用来存储所需的信息并且可以由***的组件访问的任何其他硬件介质。***的组件可以经由有线或无线通信彼此通信。组件可以彼此分离，或者组件的各种组合可以集成到医疗监控器或处理器中，或者包含在具有标准计算机硬件(例如，处理器、电路、逻辑电路、存储器等)的工作站内。该***可以包括处理设备，例如微处理器、微控制器、集成电路、控制单元、存储介质和其他硬件。

尽管已经关于示例性实施例描述和说明了本发明，但是应当理解，本发明不限于此，因为可以在其中进行如下权利要求所要求保护的本发明的全部意图范围内的改变和修改。

Claims (15)

1.一种初始化用于监控患者的传感器的方法，包括：

由患者监控器以第一电流水平驱动血氧饱和度传感器，该血氧饱和度传感器包括LED；

由患者监控器在第一电流水平下测量跨LED的第一电压；

由患者监控器以第二电流水平驱动脉搏血氧饱和度传感器；

由患者监控器在第二电流水平下测量跨LED的第二电压；

由患者监控器使用所测量的第一电压和所测量的第二电压确定LED的电压/电流曲线；

由患者监控器至少基于第一电压和第二电压，通过预计LED的电压/电流曲线与可从患者监控器获得的用于驱动LED的电压的电压/电流曲线之间的交叉点，来预计交叉点电压；

由患者监控器识别能够产生预计的交叉点电压并且能够由患者监控器提供给传感器中的LED的最大电流；

由患者监控器将所确定的最大电流与传感器的检查值相比较，该检查值包括用于驱动LED的最低可接受的最大电流；和

由患者监控器响应于比较来产生警报。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，预计步骤包括分析用于传感器的电路模型。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，传感器包括红色LED和红外LED。

4.根据权利要求3所述的方法，其中，交叉点电压是在电流流过红色LED的状态下跨红色LED的电压。

5.根据权利要求3所述的方法，其中，交叉点电压是在电流流过红外LED的状态下跨红外LED的电压。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，警报是传感器与患者监控器不兼容的指示。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，警报是能够由患者监控器提供给传感器的最大电流的指示。

8.根据权利要求1所述的方法，其中，预计步骤包括分析患者监控器的能力。

9.一种患者监控***，包括：

血氧饱和度传感器，包括：

LED；

患者监控器，被配置为执行根据权利要求1-8中任一项所述的方法。

10.根据权利要求9所述的患者监控***，其中，所述最大电流是能够由患者监控器提供给传感器中的LED的人工最大电流。

11.根据权利要求10所述的患者监控***，其中，人工最大电流包括缓冲。

12.根据权利要求9所述的患者监控***，其中，患者监控器还包括电源线电压，并且处理器利用电源线电压来确定所述最大电流。

13.根据权利要求9所述的患者监控***，其中，处理器还基于最大电流来产生警报。

14.根据权利要求13所述的患者监控***，其中，警报限制患者监控器的功能。

15.根据权利要求13所述的患者监控***，其中，警报限制传感器的功能。