專利名稱：對氧飽和度和心率進行單獨整體平均的脈沖血氧計的制作方法
技術領域：
本發明涉及血氧計，且確切地說涉及來自脈沖血氧計的所檢測的波形中的脈沖的整體平均。
背景技術：
脈沖血氧定量法通常用來測量各種血液化學特征，其中包含但不限于動脈血液中血紅蛋白的血氧飽和度、供應給組織的個體血液脈動的體積以及對應于患者每次心跳的血液脈動率。通過使用一種非侵入性傳感器來測量這些特征，所述傳感器散射光并穿過患者組織中血液灌注組織的部分，并以光電的方式感測所述組織中的光吸收。隨后用各波長下吸收的光的量來計算所測量的血液成分的量。
散射穿過組織的光被選擇為具有一種或一種以上波長，血液所吸收的所述光的量代表血液中存在的血液成分的量。散射穿過組織的透射光的量將根據組織中的血液成分和相關的光吸收的量的變化而變化。根據測量血氧飽和度的已知技術，為了測量血氧含量，所述傳感器通常具備一個用于產生至少兩種不同波長的光的光源，和對所述兩種波長均敏感的光電檢測器。
已知的非侵入性傳感器包含固定到身體部位(例如手指、耳朵或頭皮)的裝置。在動物和人類中，這些身體部位的組織灌注有血液，且傳感器容易接近組織表面。
N-100。N-100技術大約出現在1985年，其根據脈沖大小、脈沖形狀、預期發生時間(頻率)和R/IR比率(紅光/紅外光)的脈沖歷史來接受或拒絕脈沖。
具體而言，N-100通過尋找信號最大值、接著是最大負斜率點然后是最小負斜率點，來發現脈沖。所述處理在一種被稱作“咀嚼機(munch)”的狀態機中進行。只有信號可在噪音閾值(稱為噪音門)下通過，每個最大值才合格。這可充當自適應濾波器，因為后續處理步驟中的反饋對噪音門水平進行設置，使其適應不同的預期的信號振幅。隨后，在“第3級”處理中接受或拒絕脈沖，所述“第3級”處理是一個濾波器，其用于通過將新脈沖的振幅、周期和比率比(紅光與紅外光比率，紅光和紅外光表達為AC與DC的比率)與歷史緩沖器中的平均值進行比較、隨后確定差異是否在置信水平內，來改變信號。如果接受新的脈沖，那么用新脈沖的值來更新歷史緩沖器。第3級充當自適應帶通濾波器，其中中心頻率和帶寬(置信限度)由來自濾波器的輸出的反饋來調試。
N-200 N-200是對N-100的改進，因為其能與ECG同步，并且包含ECG濾波。
N-200還加入了內插法，以便補償測量脈沖最大值和最小值的時間之間的基線位移。
N-200還包含其他的濾波特征，例如計算變化數目的信號樣本的平均值的“boxcar”濾波器。
在各種濾波和縮放步驟之后，N-200向“boxcar”濾波器施加數字化信號，“boxcar”濾波器計算N個樣本的平均值，其中N由來自后續處理步驟的反饋根據經濾波的心率來設置。新的樣本平均到boxcar濾波器中，而最舊的樣本被丟棄。Boxcar長度(N)用來設置三個參數脈沖閾值、絕對最小脈沖和小脈沖。整體平均(也稱作“滑動器(slider)”)濾波器接著產生新樣本與來自前一個脈沖周期的先前整體平均樣本的加權平均值。所述樣本隨后被傳遞到“咀嚼機”狀態機和噪音門，如同N-100。向N-100處理中添加內插特征，從而補償基線水平中的變化。由于最小值和最大值是在不同時間出現的，所以變化的基線可能會增加或減小最小值而非最大值，反之亦然。
“整體平均”是C-Lock的組成部分，其中C-Lock是NELLCOR商標，用于一起平均多個脈沖的樣本以形成復合脈沖的過程。所述過程也稱為“心臟門控平均”(cardiac-gated averaging)。其要求“觸發”事件來標志每次脈沖的開始。
Conlon美國專利第4,690,126號揭示了整體平均，其中向不同的脈沖指派不同的權數，并用一個復合的平均脈沖波形來計算氧飽和度。美國專利第4,802,486號中描述了上述N-100。美國專利第4,911,167號(Corenman)和第5,078,136號(Stone)中描述了N-200的方面。
發明內容
本發明針對使用兩個單獨的整體平均器來處理所檢測到的波形以用于計算氧飽和度和脈沖率。用于計算氧飽和度的整體平均器對經標準化的信號進行操作，而用于計算脈沖率的整體平均器對未經標準化的信號進行操作。請注意，對應于這兩個波長的波形應按相同的數量(例如IR脈沖振幅)經標準化，以保留比率比用于氧飽和度計算。
對脈沖率使用未經標準化的信號會改進軟件鑒定實質上大于生理脈沖的偽影(例如，運動偽影)不合格的能力。對脈沖率使用未經標準化的信號避免了因為標準化而錯失脈沖。
可改變通過兩個整體平均器為兩條路徑選擇的度量，從而最優化氧飽和度或脈沖率計算的整體平均。例如，將較低的閾值用于度量，以在用于計算脈沖率(而不是用于計算氧飽和度)時檢測心律失常脈沖。另外，在運動偽影已平息時，短期脈沖振幅比率的度量會較小，在脈沖率計算中比在氧飽和度計算中提供更大的權數(短期脈沖振幅比率是當前脈沖振幅/先前脈沖振幅)。
圖1是并入本發明的實施例的血氧定量系統的方框圖。
圖2是包含本發明的實施例的血氧計的軟件處理區塊的圖。
圖3是顯示復合脈沖的形成的圖。
圖4是整體平均性能的圖表。
圖5-7是用于更新復合脈沖緩沖器中的某些變量的狀態機的圖。
具體實施例方式
圖1說明并入本發明的血氧定量系統的實施例。傳感器10包含紅光和紅外光LED與光電檢測器。其通過電纜12連接到板14。LED驅動接口16提供LED驅動電流。從傳感器接收到的光電流提供到I-V接口18。隨后，將IR和紅光電壓提供到并入本發明的∑-Δ接口20。∑-Δ接口20的輸出提供到包含10位A/D轉換器的微控制器22。控制器22包含用于程序的快閃存儲器和用于數據的EEPROM存儲器。處理器還包含連接到快閃存儲器26的控制器芯片24。最后，使用時鐘28并提供到傳感器10中的數字校準的接口30。單獨的主機32接收經處理的信息，并接收線34上的模擬信號以便提供模擬顯示。
設計摘要本發明的設計用于處理不想要的噪音。對信號度量進行測量并將其用于確定濾波加權。信號度量是指示脈沖可能是體積描記器還是噪音的東西，例如頻率(其是否在人體心率范圍內)、形狀(其形狀是否像心臟脈沖)、上升時間等。本申請案的背景技術中所述的Nellcor N200中使用了類似的技術。新的設計中加入了若干不同的特征和變化，例如如同本發明所主張的使用兩個整體平均器。
圖2的圖中顯示了結構的細節。所述設計不但計算氧飽和度而且計算脈沖率，下面分別予以描述。
I.氧飽和度計算A.信號調節-在此區塊中，通過以下步驟來接收和調節經數字化的紅光和IR信號(1)進行第一次求導以除去基線位移，(2)用固定的系數進行低通濾波，和(3)除以DC值以保留比率。信號調節子系統的功能是強調人體體積描記器中出現的較高頻率，并減弱通常集中運動偽影的較低頻率。信號調節子系統基于初始化期間識別的硬件特征來選擇其濾波系數(寬帶或窄帶)。
輸入-數字化紅光和IR信號輸出-預處理的紅光和IR信號B.脈沖識別和鑒定將經過低通濾波和數字化的紅光和IR信號提供到此區塊，以便識別脈沖并鑒定其為可能的動脈脈沖。這是使用預訓練的神經網絡進行的，且主要在IR信號上進行。與Nellcor N-100中一樣，通過檢查脈沖的振幅、形狀和頻率來識別脈沖。對此區塊的輸入是來自區塊D的平均脈沖周期。此功能與N-100相似，N-100用脈沖率來改變前面的鑒定。輸出指示心律失常的程度和個體脈沖質量。
輸入-(1)預處理的紅光和IR信號、(2)平均脈沖周期、(3)來自低通濾波器的低通波形輸出-(1)心律失常程度、(2)脈沖振幅變化、(3)個體脈沖質量、(4)脈沖蜂鳴通知、(5)合格的脈沖周期和齡期。
C.計算信號質量度量此區塊確定脈沖形狀(衍生歪斜)、周期變率、脈沖振幅和變率、比率比變率和相對于脈沖率的頻率組成。
輸入-(1)原始的數字化紅光和IR信號、(2)心律失常程度、個體脈沖質量、脈沖振幅變化、(3)經預處理的紅光和IR信號、(4)平均脈沖周期。
輸出-(2)低通和整體平均濾波器加權，(2)傳感器偏離檢測器的度量、(3)經標準化的預處理的波形、(4)調制百分比。
D.平均脈沖周期此區塊計算所接收到的脈沖的平均脈沖周期。
輸入-合格的脈沖周期和齡期。
輸出-平均脈沖周期。
E1.低通濾波器和整體平均區塊E1對經區塊A調節并經區塊C標準化的信號進行低通濾波和平均，用于脈沖率識別。信號度量區塊C確定低通濾波器的權數。信號還經過整體平均(這會衰減除脈沖率及其諧波附近的所關注頻率之外的頻率)，其中整體平均濾波器的權數也由信號度量區塊C來確定。如果信號被標記為降級，那么分配較小的加權。如果信號被標記為心律失常，那么分配較大的權數，因為心律大常期間進行整體平均不合適。紅光和IR單獨進行處理，但具有相同的濾波權數。將濾波延遲大約一秒，以允許先計算信號度量。
濾波器使用連續變化的權數。如果樣本不經過整體平均，那么先前經濾波的樣本的加權在加權平均中設定為零，且新的樣本仍然通過所述規則來加以處理。此區塊追蹤信號的齡期，即濾波的累積量(處理過程中響應時間與延遲的和)。結果將被標記為過舊(如果暫時檢測不到良好脈沖的話)。
輸入-(1)經標準化的預處理的紅光和IR信號，(2)平均脈沖周期，(3)低通濾波器權數和整體平均濾波器加權，(4)ECG觸發器(如果可用的話)，(5)針對過零觸發器的IR基波。
輸出-(1)經濾波的紅光和IR信號，(2)齡期。
F.估計經濾波的波形相關性和計算平均權數此使用與上述N100和N200中所使用的相似的噪音度量，且不使用反饋。濾波器的可變加權受到比率比方差的控制。可變權數濾波的效果在于，比率比隨著偽影的增加而緩慢變化，并隨著偽影的減少而快速變化。子系統具有兩個響應模式。快速模式中的濾波的目標是3秒的齡期度量。標準模式中的目標齡期是5秒。在快速模式中，當前值的最小加權被夾在較高的水平上。換句話說，如果存在噪音，那么為最新的比率比計算分配較低的加權，而如果不存在噪音，那么分配較高的加權。
輸入-(1)經濾波的紅光和IR信號和齡期，(2)校準系數，(3)響應模式(用戶速度設置)。
輸出-用于比率比計算的平均權數。
H.計算飽和度使用具有校準系數和平均比率比的算法計算飽和度。
輸入-(1)平均比率比，(2)校準系數。
輸出-飽和度。
II.脈沖率計算E2.低通濾波器和整體平均-區塊E2對經區塊A調節的信號進行低通濾波和整體平均，以用于脈沖率識別。信號度量區塊C確定用于低通濾波器的權數。信號還經過整體平均(這會衰減除脈沖率及其諧波附近的所關注頻率之外的頻率)，其中整體平均濾波器的權數也由信號度量區塊C來確定。如果信號被標記為降級，那么分配較小的權數。如果信號被標記為心律失常，那么分配較大的權數，因為心律失常期間不合適進行濾波。紅光和IR單獨進行處理。將該區塊的處理延遲大約一秒，以允許首先計算信號度量。
濾波器使用連續可變的權數。如果樣本將不經過整體平均，那么在經加權的平均中將先前經濾波樣本的加權設定為零，且新的樣本仍然通過所述規則來加以處理。此區塊追蹤信號的齡期，即濾波的累積量(處理過程中響應時間與延遲的和)。過舊的結果將被標記(如果暫時尚未檢測到良好脈沖的話)。
輸入-(1)經預處理的紅光和IR信號、(2)平均脈沖周期、(3)低通濾波器權數和整體平均濾波器權數、(4)ECG觸發器(如果可用的話)、(5)用于過零觸發器的IR基波。
輸出-(1)經濾波的紅光和IR信號、(2)齡期。
I.經濾波的脈沖的識別和鑒定此區塊識別并鑒定來自經濾波的波形的脈沖周期，僅在區塊B鑒定一個脈沖不合格時才使用其結果。
輸入-(1)經濾波的紅光和IR信號，(2)平均脈沖周期，(3)硬件ID或噪音基準，(4)傳感器種類。
輸出-合格的脈沖周期和齡期。
J.平均脈沖周期并計算脈沖率此區塊計算脈沖率和平均脈沖周期。
輸入-合格的脈沖周期和齡期。
輸出-(1)平均脈沖周期，(2)脈沖率。
III.靜脈脈動K.檢測靜脈脈動區塊K從區塊A接收到經預處理的紅光和IR信號和年齡以及脈沖率作為輸入，并提供靜脈脈動的指示作為輸出。所述子系統在所述時域中使用單齒梳狀濾波器產生IR基波波形，所述波形輸出到整體平均濾波器。
輸入-(1)經濾波的紅光和IR信號和齡期，(2)脈沖率。
輸出-靜脈脈動指示，IR基波IV.傳感器偏離L.檢測傳感器偏離和脈沖振幅的損耗脈沖丟失和傳感器偏離檢測子系統使用預訓練的神經網絡來確定傳感器是否離開患者。進入神經網絡的輸入是鑒定最近數秒中IR和紅光值的行為的若干方面的度量。當信號狀態既不是脈沖存在也不是傳感器可能偏離時，許多算法的子系統忽視樣本。信號狀態變量的值是“脈沖存在、斷開、脈沖丟失、傳感器可能偏離和傳感器偏離”。
輸入-(1)度量，(2)前端伺服設置和ID輸出-信號狀態，包含傳感器偏離指示整體平均子系統整體平均子系統整體平均子系統的功能是用可變加權過濾其輸入流，并輸出由于噪音或運動偽影失真較少的波形。減少經濾波的波形中的偽影程度使得運動或噪音期間可獲得更穩固的飽和度或比率估計。
整體平均子系統要求每個樣本的IR和紅光輸入在若干脈沖期間平均值為零。
首先用從信號度量子系統接收到的權數(LPF_Weight)對輸入樣本進行IIR低通濾波，再將所述輸入樣本存儲在一秒延遲的緩沖器中。
其將當前的一秒延遲的輸入脈沖的第i個IR和紅光樣本與先前的復合脈沖的第i個樣本進行平均，以形成當前復合脈沖的第i個樣本。開始脈沖周期的起點的觸發起源于(按優先順序)RWave_Qccurred輸入和平均周期輸入(Optical_period)。從信號度量子系統接收到的Ensemble_Averaging_Weight值的值確定提供給當前樣本的權數與提供給先前脈沖的相應樣本的權數的比。
與濾波器的輸入脈沖相比，此復合脈沖由于噪音或動作偽影而引起的失真較少。圖3是如何對脈沖一起進行平均從而形成復合脈沖的概念性說明。
子系統接收并鑒定觸發器，所述觸發器應當與心跳同步。觸發器是來自R波鑒定子系統(當可用時)的合格的R波觸發器。當R波觸發器不可用時，根據來自脈沖率計算子系統(Optical_Period)的平均周期輸入在內部產生觸發器。“脈沖”被認為是開始于每個合格的觸發，并結束于下一合格的觸發。以此方式，用連續的觸發器來定義整體平均周期。
圖4顯示子系統對受到運動偽影破壞的一系列脈沖的響應的示意圖。垂直線為R波觸發器。經濾波的輸出恢復輸入脈沖的大致形狀和大小。平均量隨著運動偽影的增加而增加，其由從信號度量子系統接收到的Ensemble_Averaging_Weight來確定。
圖4是整體平均子系統的可變權數的實例。R波觸發標志著每個脈沖的開始。IR輸入線顯示受運動偽影破壞的脈沖。經濾波的IR線是多個脈沖的復合體，其主要地恢復了原始脈沖大小和形狀。經濾波的IR延后IR輸入一秒。
低通濾波器-用從信號度量子系統接收到的如下權數(LPF_Weight)對IR和紅光輸入波形進行IIR濾波Lowpass_Wavefonnst＝Lowpass_Waveformst-1+LPF_Weight*(Input_Waveformst+Lowpass_Wavefonnst-i)在子系統初始化期間，加權的默認值設為1.0。
一秒延遲緩沖器-IR和紅光Lowpass_Waveforms(連同其關聯的齡期和狀態)與RWave_Occurred輸入存儲在一秒時長緩沖器(IR_Inputs，Red_Inputs，Input_Valid，Age_Inputs，RWave_Inputs)中。
時戳-時戳(Current_Time_ctr)只是一個32位的計數器，其初始化為0并在每個樣本周期中遞增。將所接收到的若干值連同其時戳存儲起來，以重建其齡期。
整體權數緩沖器-將所接收到的最后四個Ensemble_Averaging_Weights及其時戳存儲在整體Ensemble_Average_Buffer和Ensemble_Weight_Timestamp中。這允許一秒延遲緩沖器中的每個條目與其正確的權數相關聯。每當從一秒延遲緩沖器中檢索到經延遲的輸入時，相關聯的整體權數便被設置成所述緩沖器中最老的權數，所述最老的權數的新近程度至少與延遲的樣本相同(權數時戳+一秒≥Current_Time_ctr)。
觸發器鑒定-子系統從以下兩個輸入中的一者選擇其觸發器RWave_Occurred或Optical_Period。RWave_Occurred是默認觸發器。在將RWave_Occurred用作觸發器之前，其通過上述一秒延遲緩沖器，以與延遲的IR與紅光樣本同步。只有當至少五秒內沒有接收到R波觸發器時，基于來自脈沖率計算子系統的Optical_Period輸入的觸發器才被鑒定為合格。這個等待周期被視為足以確定R波觸發器不可用。接著，來自Optical_Period的第一觸發被延遲，直到子系統的Optical_Trigger_WF輸入波形首次過零為止。隨后，僅從Optical_Period得到觸發。
整體平均模型-子系統接收到IR和紅光輸入樣本和觸發，從而指示每個脈沖的開始。應注意，IR和紅光輸入已經過低通濾波，并且通過一秒延遲緩沖器。其通過對當前脈沖的第i個樣本與先前估計的脈沖的第i個樣本進行平均來估計其當前輸入樣本的脈動成分。
因此，濾波器輸出是多個脈沖的復合體，在接收到每個樣本時進行計算。濾波器具有梳狀濾波器的頻率響應，梳狀濾波器僅通過脈沖率及其諧波處或其附近的頻率。平均量確定梳狀濾波器的“齒”的寬度。
濾波器假設當前脈沖的第i個樣本值大約等于先前脈沖的第i個樣本。應注意，i是時間t的斜坡函數，其值在每個合格觸發時為零，并在后續的每個樣本遞增。
整體平均濾波器等式和中間變量-整體平均濾波器使用Ensemble_Averaging_Weight、w，其由信號度量子系統提供。以下等式展示了每個脈沖的第i個樣本必須執行的基本步驟zi＝zi’+wt(xt-zi’) (1)其中zi’表示一個脈沖之前zi的值。zi是子系統的整體經濾波的輸出。所有的zi均存儲在復合脈沖緩沖器中。Xi是來自一秒延遲緩沖器的最新近的輸出樣本。等式1中的所有變量都是標量。
復合脈沖緩沖器-復合的IR和紅光脈沖存儲在單獨的復合脈沖緩沖器中。當接收到觸發時，指數i被重新設置為緩沖器的開始，并隨后對于每個樣本遞增。
緩沖器的長度必須足以存儲一個20BPM的脈沖加上10％的裕度以慮及脈沖率可變率。因此，用20BPM下的至少1.1個連續復合脈沖和大多數脈沖率下的兩個復合脈沖來更新緩沖器。假如i經過緩沖器的末端，那么正常的處理必須暫停，直到下一次觸發為止，在此期間濾波器的輸出將被設為與其輸入相同。
當觸發之間的間隔變長時，復合脈沖緩沖器可能不含有最新近的樣本以在脈沖結束處進行平均。
對于每個樣本，計算復合脈沖的第j個樣本，其中j＝i+m，且m是當前與先前合格觸發之間的樣本數目，即脈沖周期。應注意，j與i一樣是t的斜坡函數。
對于j，等式(1)修改后為Zj＝zj’+wt(xt-zj’)(1b)使用w的相同值來計算zi和zj。當j達到緩沖器末端時，zj的計算必須暫停，直到j再次變成有效為止。
改變脈沖周期可能會在接收到每個觸發之后導致子系統輸出中出現小的不連續性。在一觸發后的前四個樣本期間進行特殊處理會減少這個影響。在標準輸出(等式1)與第二復合脈沖(等式1b)之間內插經濾波的輸出樣本，以使得經濾波的輸出在這些樣本上分別是zj的80％、60％、40％和20％。如果第二復合脈沖不可用，那么替代地使用輸入波形。
初始化、重新初始化、清零和被忽略的樣本-直到接收到兩個觸發加上一秒樣本為止，j無意義，且zj未被計算。
子系統含有兩種從處理過程中的中斷進行恢復的方法。當兩次觸發之間經過了五秒以上時，子系統在下一合格觸發時被“清零”。清零操作將子系統的所有持久變量設置成其初始值，除了以下對觸發鑒定和維持一秒延遲緩沖器至關重要的變量外1.子系統的當前時戳。
2.自最近一個R波觸發和最近一個合格觸發以來逝去的時間。
3.先前Optical_Trigger_Waveform樣本，用來檢測過零。
4.觸發鑒定狀態機的狀態。
5.一秒延遲輸入緩沖器6.Ensemble_Averaging_Weight緩沖器因為這種情況較罕見，且可能指示處理過程中有長久的中斷，所以執行“清零”操作。每當I溢出復合脈沖緩沖器的末端時，濾波器輸出還與濾波器輸入相同。
當樣本由于在五秒以下的時期內缺乏有效輸入而被忽略(未經處理)時，復合脈沖緩沖器未被改變，且子系統的輸出被標為無效。當處理重新開始時，且如果Optical_Period為非零，那么緩沖器的指數被重新設置成其在整數個脈沖周期之前應該具有的值，且將一秒延遲緩沖器重新設置。之所以這樣做是因為復合脈沖緩沖器在處理過程中的短暫中斷之后應當仍然含有當前脈沖的準確表示。如果Optical_Period估計為零(無效)或樣本被忽略至少五秒，那么子系統被“清零”。預計大多數“被忽略的樣本”是因為血氧計的LED亮度或放大器增益被調整(通常花費不到兩秒的時間)的緣故。重新設置指數的等式如下Elapsed_periods＝int(Interruption_Duration/Optical_Period)Samples_In_Fractional_Period＝Interruption_Duration_Elapsed_Periods*Optical_PeriodNew_Idx＝round(i_dx+Samples_In_fractional_Period)或如果New_Idx＞Optical_Period，New_Idx＝round(i_Idx+Samples_In_Fractional_Period-Optical_Period)如果j尚未溢出且不會溢出復合脈沖緩沖器，那么j＝NewIdx+j-i_Idx。
如果I_Idx尚未溢出且不會溢出復合脈沖緩沖器，那么i_Idx＝New_Idx。
當脈沖丟失且傳感器偏離檢測子系統確定在較長時間缺乏脈沖之后重新獲得脈沖或者傳感器連接時，整體平均子系統被重新初始化。“重新初始化”意味著子系統的所有恒存變量被設置成其初始值。之所以這樣做，是因為這兩種引起初始化的事件均使得整體平均子系統的先前脈沖表示可能不再是當前的。
自從最后一個R波和最后一個合格觸發以來的逝去時間間隔在被忽略的樣本上遞增。被忽略的樣本期間出現的R波或過零不用于鑒定觸發。
圖5-7的狀態轉變圖顯示了用于更新復合脈沖緩沖器中維持的兩個脈沖中的每一者及其指數的狀態機。
齡期度量-子系統接收其IR和紅光輸入的樣本中的齡期Age_Inputst，并輸出其復合脈沖輸出的齡期Age_Outi。對于每個樣本，Age_Outi以其最后一次被更新以來逝去的時間遞增，然后用用于更新復合波形的濾波權數(Ensemble_Averaging_Weight)，w與Age_Inputst平均。Age_Outi的公式為age_outi＝age_outi’+m+wi((age_int+N)-(age_outi’+m))其中m是自Age_Outi最后一次更新以來的樣本數目，且N是一秒內的樣本數目。每個Age_Outi被更新的時戳必須存儲起來以便計算m。
子系統還必須更新Age_Outj。Age_Outj的公式同上，區別在于用j代替I。
對于每個樣本(包含被忽略的樣本)，子系統必須遞增當前時戳(Current_Time_Ctr)。
當子系統被清零或者被重新初始化時，Age_Out緩沖器中的所有條目均被重新初始化成Age_Inputst。此外，Age_Out條目被更新的時戳的緩沖器中的所有條目均被設置成當前時戳減1。采取這些步驟來確保Age_Out值不比子系統清零或重新初始化以來經過的時間舊。
波形被用于脈沖鑒定和脈沖率的整體平均實例使用Rate_LPF_Weight，其中所述權數僅取決于頻率含量。波形被用于計算比率比和飽和度的整體平均實例使用Sat_LPF_Weight，所述權數還取決于RoR_Variance度量是否會因低通濾波的加入而變得更佳(更低)。這些權數的范圍在0.1到1.0之間，且不會在單個步驟中增加0.05以上。
整體平均權數當子系統被通知脈沖識別和鑒定子系統已完成電壓脈沖的估計時，子系統對整體平均子系統的實例所使用的整體平均權數進行更新。對于在計算飽和度和脈沖率時使用其輸出的兩個整體平均實例分別計算權數。這些權數部分基于其輸入波形未被整體平均的脈沖識別和鑒定子系統的實例所提供的度量。
Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight的等式如下x＝max(Short_RoR_Variance，Pulse_Qual_RoR_Variance l1.5)*max(Long_Tenn_Pulse_Amp_Ratio，1.0)RoR_Variance_Based_Filt_Wt＝0.5*0.05/max(0.05，x)Arr_Prob＝(Period_Var-0.1*Short_RoR_Variance-0.09)/(0.25-0.09)；Arr_Min_Filt_Wt_For_Sat＝0.05+0.5*bound(Arr_Prob，0，1.0)Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight＝max(RoR_Variance_Based_Filt_Wi，Arr_Min_Filt_Wt_For_Sat)*(1.0+Pulse_Qual_Score)Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight＝min(Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight，1.0)其中bound(a，b，c)表示min(max(a，b)，c)。
以上等式對于比率比方差的較低值得出0.5的默認權數。Short_RoR_Variance和Pulse_Qual_RoR_Variance均在三秒的間隔內計算出來。Pulse_Qual_RoR_Variance的間隔以對最新近的脈沖的鑒定或拒絕結束，最新近的脈沖通常包含最新近的樣本。所述權數減少了較高的比率比方差，且減少了通常指示運動偽影的Long_Term_Pulse_Amp_Ratio的較高值。Arr_Min_Filt_Wt_For_Sat主要基于Period_Var(其鑒定心律失常的程度)向整體平均權數(范圍為0.05-0.55)強加最小值。之所以這樣做是因為整體平均對于具有不同周期的脈沖來說并不有效。如果最新近的脈沖接收到良好的Pulse_Qual_Score，那么此可將Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight的最大值從0.5提高到1.0。
Rate_Ensemble_Averaging_Filter_Weight的等式如下Arr_Prob＝(Period_Var-0.07)/(0.20-0.07)Arr_Min_Filt_Wt_For_Rate＝0.05+0.5*bound(Arr_Prob，0，1.0)
x＝max(RoR_Variance_Based_Filt_Wt，Arr_Min_Filt_Wt_For_Rate)*(1.0+Pulse_Qual_Score)如果Short_Term_Pulse_Amp_Ratio*Long_Term_Pulse_Amp_Ratio＜1.0那么x＝x*Short_Term_Pulse_Amp_Ratio如果Avg_Period＞0那么x＝x*bound(Pulse_Qual_Score*Qualified_Pulse_Period/Avg_Period，1.0，3.0)Rate_Ensemble_Averaging_Filter_Weight＝min(x，1.0)這些等式與Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight的等式有以下不同a)用來計算心率Arr_Prob的閾值略低一些，因為在脈沖鑒定之前需要心律失常脈沖不受到整體平均混淆。
b)較小值的Short_Term_Pulse_Amp_Ratio通常指示運動偽影已被平息，這意味著整體平均權數可能會迅速提高。根據經驗，這對于脈沖鑒定而言較為有益，但對比率比濾波和飽和度計算而言則并非如此。
c)如果心臟跳過一拍(不論之前有無心律失常)，所得出的比平均值更長的Qualified_Pulse_Period均將提高整體平均權數，從而不會在后續的脈沖鑒定種混淆跳過的一拍。
定義數據輸入Avg_Period脈沖率計算子系統所報告的平均脈沖周期Long_Term_Pulse_Amp_Ratio量化最近一次脈沖振幅與歷史脈沖振幅的比。其由脈沖識別和鑒定子系統來提供。實質大于1.0的值通常表示運動偽影，且得出較低的Ensemble_Averaging_Filter_Weights。
Period_Var來自脈沖識別和鑒定子系統的周期變率度量。用來規定心律失常的程度。
Pulse_Qual_RoR_Variance來自脈沖識別和鑒定子系統的RoR_Variance度量。例如，值0.10將指示連續脈沖周期之間的平均差為Avg_Period的10％。
Pulse_Qual_Score由脈沖識別和鑒定子系統中的脈沖質量神經網絡計算的得分。零表示極差，1.0表示優良。
Qualified_Pulse_Period由脈沖識別和鑒定子系統鑒定的最新近的脈沖周期。
Short_Term_Pulse_Amp_Ratio量化最近一個脈沖振幅與先前脈沖振幅的比。
輸出
Frequency_RatioMean_IR_Frequency_Content與脈沖率的比率。
LPF_RoR_Variance量化比率比的方差。在來自LPF_Scaled_Waveforms的9秒的窗口中計算而得。
Rate_LPF_Weight對用于脈沖鑒定和脈沖率計算的波形進行預處理的整體平均子系統的實例所使用的低通濾波器權數。
RoR_Variance量化比率比的方差。在來自Scaled_Waveforms的9秒的窗口中計算而得。值0.10將指示樣本與樣本的比率比的值與平均比率比的值的差平均為平均比率比的值的10％。
Sat_Ensemble_Averaging_Filter_Weight對用于脈沖鑒定和脈沖率計算的波形進行預處理的整體平均子系統的實例所使用的整體平均權數。
Sat_LPF_Weight對用于脈沖鑒定和脈沖率計算的波形進行預處理的整體平均子系統的實例所使用的低通濾波器權數。
Scaled_WaveformsIR和紅光Pre_Processed_Waveforms的縮放版本。
Short_RoR_Variance量化比率比的變率。在來自Scaled_Waveforms的3秒窗口中計算而得。
內部變量Arr_Prob限制整體平均的量的心律失常的可能性。基于Period_Var，具有Ensemble_Averaging_Filter_Weights中的每一者特定的閾值。
Arr_Min_Filt_Wt_For_Rate、Atr_Min_Filt_Wt_For_Sat基于其各自的Arr_Prob值，用于兩個Ensemble_Averaging_Filter_Weights的最小值。
LPF_Scaled_WaveformsScaled_Waveforms的低通濾波版本，用來計算LPF_RoR_Variance。
Mean_IR_Frequency_Content對IR輸入波形的平均頻率組成的估計。
RoR_Variance_Based_Filt_Wt基于RoR_Variance度量和Long_Term_Pulse_Amp_Ratio的Ensemble_Averaging_Filter_Weights的分量。
權利要求
1.一種用于在一脈沖血氧計中處理信號以確定氧飽和度和脈沖率的方法，其包括接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；在一第一整體平均器中對所述波形進行整體平均；基于所述第一整體平均器的一輸出計算一脈沖率；將所述波形標準化以產生標準化波形；在一第二整體平均器中對所述標準化波形進行整體平均；和基于所述第二整體平均器的一輸出計算一氧飽和度。
2.根據權利要求1所述的方法，其進一步包括所述整體平均使用可變權數；選擇所述第一整體平均器的第一度量以最優化所述計算一脈沖率；和選擇所述第二整體平均器的第二度量以最優化所述計算一氧飽和度。
3.根據權利要求2所述的方法，其中所述第一與第二度量均包含一心律失常度量以用于檢測一心律失常脈沖，與計算一脈沖率相關，用于所述第一度量的所述心律失常度量所具有的用于辨別心律失常的一相關閾值低于用于所述第二度量的所述心律失常度量的相關閾值。
4.根據權利要求2所述的方法，其中所述第一與第二度量均包含一短期度量，所述短期度量是脈沖振幅中短期變化的一測量；與所述第二整體平均器相比，所述第一整體平均器響應于脈沖振幅中的一短期降低更快速地提高一整體平均權數。
5.一種用于確定氧飽和度與脈沖率的脈沖血氧計，其包括一檢測器，其接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；一第一整體平均器；一脈沖率計算器，其耦合到所述第一整體平均器的一輸出；一標準化器，其耦合到所述檢測器，用于將所述波形標準化以產生標準化波形；一第二整體平均器；和一氧飽和度計算器，其耦合到所述第二整體平均器的一輸出。
6.根據權利要求5所述的脈沖血氧計，其進一步包括其中所述整體平均器經配置以使用可變權數來進行整體平均；一信號質量度量計算器，其經配置以提供所述第一整體平均器的第一度量來最優化所述計算一脈沖率，并提供所述第二整體平均器的第二度量來最優化所述計算一氧飽和度。
7.一種用于在一脈沖血氧計中處理信號以確定氧飽和度和脈沖率的方法，其包括接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；在一第一低通濾波器中對所述波形進行低通濾波；基于所述第一低通濾波器的一輸出計算一脈沖率；將所述波形標準化以產生標準化波形；在一第二低通濾波器中對所述標準化波形進行低通濾波；和基于所述第二低通濾波器的一輸出計算一氧飽和度。
8.根據權利要求7所述的方法，其進一步包括選擇所述第一低通濾波器的第一度量以最優化所述計算一脈沖率；和選擇所述第二低通濾波器的第二度量以最優化所述計算一氧飽和度。
9.根據權利要求8所述的方法，其中與所述第一低通濾波器相關聯的低通濾波權數是基于一頻率比度量，所述頻率比度量量化所述波形相對于一脈沖率估計的頻率組成。
10.根據權利要求8所述的方法，其中用于所述第二低通濾波器的一低通濾波權數是基于一頻率比度量，所述頻率比度量量化所述波形相對于一脈沖率估計該度量的頻率組成，和一單獨的比率比方差度量。
11.一種用于在一脈沖血氧計中處理信號以確定氧飽和度與脈沖率的方法，其包括接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；在一第一低通濾波器和整體平均器中對所述波形進行低通濾波和整體平均；基于所述第一低通濾波器和整體平均器的一輸出計算一脈沖率；將所述波形標準化以產生標準化波形；在一第二低通濾波器和整體平均器中對所述標準化波形進行低通濾波和整體平均；和基于所述第二低通濾波器和整體平均器的一輸出計算一氧飽和度。
12.一種用于確定氧飽和度與脈沖率的脈沖血氧計，其包括一檢測器，其接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；一第一低通濾波；一脈沖率計算器，其耦合到所述第一低通濾波器的一輸出；一標準化器，其耦合到所述檢測器，以用于將所述波形標準化以產生標準化波形；一第二低通濾波器；和一氧飽和度計算器，其耦合到所述第二低通濾波器的一輸出。
13.根據權利要求12所述的脈沖血氧計，其進一步包括其中所述低通濾波器經配置以使用可變權數來進行整體平均；一信號質量度量計算器，其經配置以提供所述第一低通濾波器的第一度量來最優化所述計算一脈沖率，并提供所述第二低通濾波器的第二度量來最優化所述計算一氧飽和度。
14.根據權利要求12所述的脈沖血氧計，其中與所述第一低通濾波器相關聯的所述低通濾波權數基于一頻率比度量，所述頻率比度量量化所述波形相對于一脈沖率估計的頻率組成。
15.根據權利要求12所述的脈沖血氧計，其中用于所述第二低通濾波器的一低通濾波權數是基于一頻率比度量，所述頻率比度量量化所述波形相對于一脈沖率估計該度量的頻率組成，和一單獨的比率比方差度量。
16.一種用于確定氧飽和度與脈沖率的脈沖血氧計，其包括一檢測器，其接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；一第一低通濾波和整體平均器；一脈沖率計算器，其耦合到所述第一低通濾波器和整體平均器的一輸出；一標準化器，其耦合到所述檢測器，以用于將所述波形標準化以產生標準化波形；一第二低通濾波器和整體平均器；和一氧飽和度計算器，其耦合到所述第二低通濾波器和整體平均器的一輸出。
17.一種用于在一脈沖血氧計中處理信號以確定氧飽和度的方法，其包括接收對應于來自一患者的兩種不同波長的光的波形；在一脈沖周期觸發之后對一新波形進行處理以與一歷史平均波形整體平均；和當所述新波形與所述歷史平均波形的差大于一預定閾值時，在所述新波形與所述歷史平均波形之間進行內插用于一新的復合歷史平均波形的一第一少數樣本。
18.根據權利要求17所述的方法，其中所述第一少數樣本是四個樣本，且所述內插是在所述新波形與所述歷史平均波形之間的差的80％、60％、40％和20％處。
全文摘要
使用兩個單獨的整體平均器來處理所檢測到的波形，以用于計算氧飽和度與脈沖率。用于計算氧飽和度的整體平均器對經標準化的信號進行操作，而用于脈沖率計算的整體平均器對未經標準化的信號進行操作。可改變穿過兩個整體平均器的兩條路徑選擇的度量，以最優化氧飽和度或脈沖率計算的整體平均。
文檔編號G01N21/31GK1933773SQ200580007373
公開日2007年3月21日 申請日期2005年3月7日 優先權日2004年3月8日
發明者克拉克·R·小貝克 申請人:內爾科爾普里坦貝內特公司
專業數控銑床產品供應商
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