處理生理信號的方法和裝置的製作方法

2023-12-08 23:39:16 1

專利名稱：處理生理信號的方法和裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及信號處理的領域。尤其是，本發明涉及用於獲取來自信號的基本周期的一種數值轉換，特別涉及適於確定該周期和過濾來自生理信號的噪聲的一種數值轉換方法。本發明特別適用於血氧定量(oximetery)的應用中。
背景在醫療或生理監控中，確定血壓和血氧飽和級別等參數所需的生理測量經常根據所監控的波形或數據與病人的心臟脈搏的有效比較。
例如，可購得的血氧定量計通常測量生物組織中的能量衰減或光吸收，以確定血氧飽和級別。一種普通類型的脈搏血氧定量計使用兩種波長的光來獲取動脈氧化級別，其中，紅色區域中的光和紅外線區域中的光導向病人並由光電探測器檢測。每個心臟周期有組織層的循環光吸收。在心臟舒張期，吸收是靜脈血、組織、骨骼和色素的結果。在心臟收縮期，動脈血流入組織層，從而增加了光吸收。所產生的通過時間的脈動變化吸收被稱作「體積描記器信號」。
血氧定量計確定紅色與紅外線波長的情況下的心臟舒張期的背景吸收與心臟收縮期的高峰吸收之間的差，因為該差對應於由動脈血引起的吸收。由於氧氣飽和確定紅色對紅外線的光吸收比率，因此，該比率中的差通常通過一條標度曲線被用於計算動脈氧氣飽和——根據經驗導出的一個值。
所以，動脈氧氣飽和的正確測量高度取決於對脈搏波形的準確讀數。脈搏波形通常由放置在手足或(若是成人)鼻子或耳朵上的一個傳感器來進行檢測。但是，由於肌肉運動引起的虛假信號、與血壓過低有關的血管收縮、顫抖、固定了傳感器的身體位置的動作或在測量過程中的其他類型的內部或外部運動，這些傳感器經常會提供不準確的讀數。其他噪聲源在特別的電磁測量中也是個問題，內在的誤差源也會引起噪聲問題。這些噪聲因素會導致光的屬性或能量衰減不定地變化。在將這些由動作引起的效果從信號中除去的效果方面，傳統的信號過濾技術經常是完全無效和很不完善的。由動作引起的信號部分的不穩定或不可預測的性質是除去或導出它們的主要障礙。這樣，在測量地方被幹擾的時間周期中，目前的生理監視器通常會變得無法操作或不準確。
此外，胎兒監控給適當的心臟脈搏檢測和血氧化級別評估方面的問題帶來更多的困難。胎兒血氧定量計感測功能在一個實際上受限制的環境(子宮)中起作用，經歷胎兒動作、大量的壓力變化(收縮)，以及環境中各種液體(羊膜液體、胎尿、母親的血)的幹擾。必須使用反射進行感測(而非透射)脈搏血氧定量，以便進一步折衷測量的信號與噪聲的比率。儘管在傳感器設計方面已進行許多嘗試來改善信號質量，但在原先的技術中並沒有解決成功監控這許多因素的問題。此外，胎兒生理學的特徵是通常較低的動脈氧氣飽和(通常低於50％)，以及動脈飽和與靜脈飽和之間很小的差。因此，令人懷疑的是，利用假設更加成熟的生理學來設計的一些抑制噪聲的高級運算會起作用。
最終，這些發明的目的是不處理從體積描記器波形的抽取脈搏率的問題，或提出對於胎兒生理學與環境而言是不理想的解決方案。胎兒心率(FHR)測量當前是在子宮中所監控的、檢測胎兒事故跡象的最重要的參數。通常，利用一個瞄準的監護儀(caregiver)或利用旋入胎兒頭皮的一個ECG電極，由通過母親腹部的間歇手動聽診來確定FHR。這樣，在胎兒監控的過程中，可靠的非侵害脈搏率確定裝置將對原先的技術進行重要的改進。
例如，處理噪聲問題的一種方法在Sackner等人的第5,588,425號美國專利中有所描述。這裡，較窄範圍的心臟收縮上行運動時間根據經驗來定義，只有當它們在預定範圍內時，波形才被認為是有效的。所以，系統取決於對於所有病人而言是有效、一致的較窄範圍的上行運動時間。這些值可能沒有充分地應用於胎兒的監控情況。此外，忽略了不規則的脈搏，這種脈搏可提供有價值的診斷信息。
將噪聲從脈搏波形信號中除去的另一種方法在Mortz的第5,934,227號美國專利中有所描述。Mortz揭示了一種系統，其中，線性衰退和相關性等統計技術被用於從信號中過濾噪聲。該系統要求大量的前計算過濾，以確保來自紅色與紅外線的輸入信號是一致的。此外，必須在能夠進行一項計算之前識別「好數據」。例如，如果所處理的信號包含被評估點的重大變化，則系統將確定還沒有獲得「好數據」。如果數據還不夠「好」，則會為用戶設置警報。所以，這個系統只能處理定義好的「好」範圍中的數據，不能充分過濾噪聲因素以便在許多應用(特別是胎兒應用)中提供一個可用信號。
Tien等人的第5,687,722號美國專利也揭示了基於衰退算法的一個系統。這裡，引入的數據被過濾進許多數據窗。指出病人的氧氣飽和的比率值被加以統計分析，以確定對正確比率值的最佳估計。雖然這個算法也許能夠從不是最理想的信號中吸取氧氣飽和信息，但是，它並沒有生成一個脈搏率值。在胎兒的監控過程中，當連續的脈搏率信息的選擇性來源不方便時，這些情況、這種類型的運算是不充分的。
雖然已經主要參考脈搏血氧定量系統描述了該問題，但是，類似的問題還是結合許多不同類型的生理監控(例如，包括心電圖儀、血壓、二氧化碳濃度監測儀、心率、呼吸速率和麻醉的深度)而存在。其他類型的測量包括測量體內一種物質的壓力和數量，例如，司機醉酒測試、藥物測試、膽固醇測試、葡萄糖測試、動脈二氧化碳測試、蛋白質測試和一氧化碳測試。在所有這些類型的監控中，導出準確的脈搏波形的能力對於提供準確的生理讀數非常重要。
發明概要本發明通常涉及用於生理監控或涉及包含支配頻率相對較低(幾Hz到幾十Hz)的信號並具有振幅較大的間歇寬帶噪聲的其他類型監控的一種方法。本發明的信號處理方法可以被用來確定在帶有噪聲的輸入信號中的基本周期，過濾來自該信號的噪聲，並且在實時處理環境中重構該信號，而無須過濾「好」數據樣品或限制所期望的好數據點的範圍。此外，本發明的方法可以將小信號與相同頻率範圍中的隨意的噪聲區別開來。
類似於傅立葉變換的數值轉換被應用於輸入數據，以提供包含信號振幅對輸入波形期的一個數據集。與通常在傅立葉變換中使用的頻率值相反，數值轉換中的獨立變量是一個周期。例如，一個離散的傅立葉變換被定義為X(k)＝∑N-1n＝0x(n)e-j2πknk＝0...N-1以便獨立變量是作為基本頻率的整數倍(1f、2f、3f......Nf)而變化的頻率。而本發明使用一種算法，其中，在周期的各個增加步驟ΔT執行轉換。為預選前的最小周期與最大周期之間的每個周期ΔT計算一個轉換，它包括乘以等於ΔT的一個周期的正弦波和餘弦波的樣品的數據點的總和。該轉換產生一套有限周期但在取樣率的解析度處的譜數據。轉換可以用於尋找藏在來自實時處理的噪聲中的周期性函數，並且在血壓監控、脈搏血氧定量計和胎兒脈搏血氧定量計等生理監控中特別有用。此外，通過建立來自被計算的轉換的一個全體平均數，與處理過程有關的噪聲可以被過濾，輸入信號可以被重構。
本發明的方法可以被有利地用於模擬輸入信號的數位訊號處理。數位訊號處理方法通常包括各個步驟按取樣率ΔT取樣模擬輸入信號、將每個取樣數據點乘以一對正交基礎函數(較佳的是一個正弦波和一個餘弦波)、以及根據以上所列公式提供所建立的周期內的這些點的總和。然後，產生的數據可以被評估，以便確定位波形中的峰值功率；或作為一個全體平均數被處理，以便在過濾外來噪聲時重構輸入信號。掌握該技術領域的普通技能的人將會明白，可以確定和使用另一對的正交基礎函數。可以進行該選擇，以便增加對具有固有的非正弦曲線特徵的特別信號的抽取。
為了給一個信號處理算法提供充分的速度以便提供實時輸入信號的轉換，可以採取許多步驟來提高算法的效率。例如，類似於滑動「快速傅立葉變換」的更具有時效的算法可以被用於提高計算的速度。此外，可以用數學方法操作正弦數據的單一緩衝器和對應的餘弦數據的單一緩衝器，以便提供各種周期的正弦波和餘弦波，而無須重新計算該周期中每個步驟的值，這將在下文更充分地加以描述。
通過結合其操作的組織和方式、以下詳細的描述和附圖，本發明的其他優點和特點將一目了然。
附圖簡述

圖1是典型的周期性生理信號的波形。
圖2是具有增加的噪聲的典型周期性生理信號的波形。
圖3是根據本發明產生的圖2的波形轉換。
圖4是從圖3的轉換重構的波形。
圖5是根據本發明執行的一個轉換的簡化流程圖。
圖6表現了當周期小時本方法中所用的正弦波點和餘弦波點。
圖7表現了當周期大時本方法中所用的正弦波點和餘弦波點。
圖8是根據本發明構制的血氧定量計的方框圖。
較佳實施例的詳細描述現在參考圖，尤其參考圖1-4，示出了對描述本發明有重要作用的許多信號。圖1表現了沒有噪聲分量的一個生理信號。如上所述，生理信號通常是周期小於三秒的周期性信號。圖2表現了具有疊加的噪聲分量的圖1中的信號。這個信號代表來自實時生理過程的一個平均輸入信號，其中，來自人為動作和其他外來來源的噪聲實質上掩蓋了圖1中的周期性輸入信號。圖3表現了信號的轉換，其中，轉換振幅對周期是一種表示法並根據本發明的一種方法被加以計算。最後，圖4表現了通過一個全體平均化程序產生的一個信號，以便提供對圖1中的信號的重構。
圖2的輸入信號可以根據應用，按多種不同的方法來加以處理。在所有這些情況中，分析類似於一種著名的傅立葉變換，其中，不是隨基本頻率的整數倍而改變信號，而是輸出轉換的橫坐標包括多倍的樣品點ΔT。例如，如果不必要提供對輸入信號的實時分析，則類似於「數字傅立葉變換」和「快速傅立葉變換」的處理技術可以被用來計算數值轉換。
但是，本發明可以用於實時的確定生理輸入信號周期和濾除生理輸入信號中的噪聲。為了提供對輸入信號的實時分析，可以使用類似於「滑動快速傅立葉變換(SFFT)」的一種分析方法。在1988年9月的「滑動FFT實時計算頻譜」END第161頁中討論了「滑動快速傅立葉變換」。這篇文章因此被併入，用作參考。如這篇文章中所討論的，SFFT與FFT的不同之處在於SFFT每次在數據序列N點上「滑動」。SFFT所基於的事實是第n+1個取樣間隔的FFT等於前面FFT的相位轉變總和，以及最新樣品與最老樣品之間的差或樣品進入有關數據緩衝器與樣品離開相同的數據緩衝器之間的差。相反，FFT首先積累N個點，然後執行一個轉換，積累第二套N個點，然後執行一個轉換等。所以，SFFT要求的計算時間比標準FFT運算少得多，並且可以被用來提供實時的信號分析。
要將這個理論應用到實時處理生理信號的問題，必須首先取樣圖2中的模擬輸入信號。生理信號，尤其是涉及血壓或血氧定量的生理信號通常按每秒一百至兩百個取樣率來進行取樣。該取樣率提供無混淆的輸入信號的充分的樣品。為了簡化以下的討論，我們將假設每秒一百個樣品或每個樣品為十毫秒的一個取樣率。但是，掌握該技術領域的普通技能的人將明白，可以使用其他的取樣率，而且，所選的取樣率可以基於生理監控領域外的用途而改變。
通常，收集樣品的一段周期實質上等於無噪聲生理信號的所預期的最大周期(圖1)。例如，代表心臟活動的生理信號被預期具有少於三秒的一個主要周期(心臟周期)。所以，收集樣品的周期至少約為三秒。對於所假設的十毫秒的取樣率而言，將為轉換評估的開始收集至少三百個樣品。輸入數據通常將被存儲在一個陣列或緩衝器中。雖然已經描述了具體周期和取樣值，掌握該技術領域的普通技能的人將明白，也可以使用大於由所預期的最大周期除以取樣率的任何尺寸的緩衝器。此外，在為給定周期的信號評估數據的一些應用中，也可以使用一個較小的緩衝器。在完成收集後再分析數據和不對數據進行實時評估的應用中，該數據可以被存儲在固定的陣列中。當連續收集數據時，可以使用稱為環式緩衝器的一種緩衝器，其中，新的數據重寫以前處理過的老數據。掌握普通技能的人將了解為有限消息連續存儲數據的其他裝置。
為了計算圖2示出的輸入信號的轉換，還為兩種正交波(較佳的是餘弦波和正弦波)建立了緩衝器。如上所討論的，正弦和餘弦或其他正交波都被定義為具有等於所預期的最大周期的一個周期。所以，在本例中，餘弦和正弦緩衝器都包含長度為3秒的一個波形。這裡的正弦和餘弦緩衝器都包含三百個數據點，其中，這些數據點代表按十毫秒間隔的正弦波和餘弦波。這些數學函數在-1.0和+1.0的範圍內變化，但為了可以在微處理器中使用固定點或整數算術，較佳地將餘弦與正弦波存儲值點乘以一個換算因子，以便保持計算中重要的數字。這避免了使用浮點計算的需要。例如，當在實時的內嵌系統中使用十六位處理器時，正弦和餘弦值可以乘以4096(212)。通過冪數2的換算，可以對使用二進位轉換運算的計算的結果進行迅速的重新換算，而不是乘、除運算。注意，雖然已經為該計算建立了存儲的餘弦與正弦值的緩衝器，但是，餘弦和正弦值在一些應用中可以按要求進行計算，這些值在另一些應用中可以被預先計算並被作為一張預定值的表格存儲在非易失的存儲器中。
現在參考以下的C語言代碼段和圖5中對應的流程圖，其中，數字對應於用代碼表示的行數，並示出執行本發明的數值轉換的一種方法。在以下的代碼中，正弦和餘弦波分別被存儲在變量ei和er中，轉換的輸出被包含在變量yr和yi中。兩個指針xp和wp指向輸入緩衝器中的數據，其中，xp指向緩衝器的開始或新的數據，wp是指向緩衝器中的某個位置的工作指針，它可以指向緩衝器中最老的數據。變量dr包含輸入數據，並首先被初始化為最新與最老數據之間的差。變量j是一個循環計數器，它在十毫秒的各個步驟提供從最大的選擇周期(如上所述，在該例中是MAX_PERIOD或三秒)到最小的選擇周期(該例是MIN_PERIOD或兩百毫秒)的一個循環。一個額外的變量k被用於分別變址餘弦和正弦波緩衝器er和ei。變量k根據cntr[j]和inx[j]中的值而增加，這將在下文中描述。
再次參考以上的代碼段，數據的初始化在第2、4和6行中被執行。如上所述，變量cntr[j]保持用於增加k的值、在步驟6中初始化的正弦和餘弦波的變址。這個陣列在第2行中被初步設置為零。在第4行中，變量inx[j]被初始化。這個變量基本保持正弦和餘弦波的「步驟」增加。從第4行可見，「步驟」與周期成相反的關係，以便對於小周期而言，步驟為大，對於大周期而言，步驟為小。分子基本上等於2的16次冪的最大周期，而分母代表將被分析的周期範圍。分子中的因數用於換算目的和促進整數算術的運用，可以根據所用的計算硬體系統而變化。
現在參考第10行，轉換通常包括從步驟j中的最大周期到最小周期(它們較佳地等於10毫秒的取樣周期)的一個循環。第8行基本上是一個用於從正弦和餘弦波計數器值cntr[j]獲得變址k的一個換算函數。如上所述，cntr[j]的值最初被設置為零，以便對於第一個循環而言，餘弦和正弦值ei和er作為零的餘弦和零的正弦被進行評估。數據值dr乘以餘弦值並被存儲在輸出變量yr[j]中，而且乘以正弦值並被存儲在輸出變量yi[j]中。隨著循環被繼續處理，變量yr[j]和yi[j]被連續加到前面的值，以便提供這些被計算值的總和。
在第12行中，到正弦和餘弦波的變址k的計數器值由值inx[j]增加。由於inx[j]是每個值j的一個常數，因此，隨著循環繼續被處理，cntr[j]中變化的值將作為inx[j]、2*inx[j]、3*inj[j]等逐漸遞增。所以，在正弦波同等間隔的增加處進行yr[j]和yi[j]的計算，計算可根據值j而改變。但是，如上所述，當周期(j)為小時，值inx[j]為大。所以，對於小周期而言，通過正弦和餘弦波採取的步驟的數量很小，每個波中的許多點被忽略。例如，對於一個非常小的周期，如圖6所示，只有在波形的交叉點和峰值處才可能執行轉換，而如圖7中所見，對於接近最大的選擇周期的一個大周期而言，正弦和餘弦波將在定義的每個ΔT(j)處被加以評估。該程序的效果是通過所存儲的數據緩衝器中的最大長度周期的十中取一，來提供變化周期的許多正弦波形和餘弦波形。雖然示出正弦和餘弦數據被存儲在一個陣列中，該陣列在交替應用中被變址以提供該周期的一個合適的波形，但是，必要時，可以確定合適的餘弦和正弦波值。在這種情況下，餘弦和正弦波的周期可以被改變以匹配步驟ΔT(j)的周期。
產生的輸出值yr和yi在第12行中被換算，以便所有周期的結果將被給予同等的加權。在第18行中，如上所述，數據緩衝器增加，緩衝器中最老的數據被減去，以提供數據的「滑動」。
結果yr和yi被用於計算第20行中每個周期的一個陣列的所估計的功率值。注意，這個被估計的功率包括相加信號實部的平方和虛部的平方。雖然這對於比較不同周期的信號功率的目的而言足夠了，但是，如果需要，則可以通過採用產生的值的平方根來獲得一個數字確切的值。注意，雖然已示出一個特殊的換算函數，但是，掌握該技術領域的普通技能的人將明白，所用的換算因數取決於所選的值，這些因數根據所用的計算系統可能不同或不必要。
循環一完成，就可較佳地為一個「峰值」功率(第24行)評估各個陣列的功率值。峰值功率因數指出實際輸入波形的支配周期。圖3示出所產生的信號功率對周期的曲線。如這裡所示，正在為每個引入的樣品執行第20-22行中每個周期的信號功率的重新計算。但是，在一些應用中，足以經常重新計算功率。這可以大大減少轉換的計算輔助操作。在這種情況下，yrx、yix和pwr[j]的計算可以被推遲到第24行的峰值功率確定。
如所示的內容，峰值功率由一項簡單的比較確定。掌握該技術領域的普通技能的人將明白，也可以使用尋找峰值的其他方法。此外，在一些應用中，可以使用除去「振動」或其他噪聲的過濾來使產生的輸出「平滑」。例如另一項提高是應用由基本算法識別的峰值附近的一個局部曲線擬合。通過使用初始峰值周圍的周期數據中的少量點，可以將周期估計改善到比基於取樣周期的解析度更好，並改善峰值處的功率的估計。雖然可以有其他的函數形式，但是，可以為此目的容易地執行一個二次的曲線擬合。
可容易地抽取對周期領域分析有用的其他統計數字不管總體信號功率有何變化，平均_功率統計數字提供了比較通過時間的功率結果的機會。高百分比提供了對信號中的功率含量的測量，即，總功率數是集中於幾個峰值還是許多峰值。
從以上轉換導出的功率統計數字的一種用途是促進從信號與噪聲的組合中抽取特殊周期的一個信號。為了重構波形，如果必要的話，可以如步驟26中所示地計算全體平均數。
這裡的pavg[]是代表一個信號的連續更新的全體平均數的一個陣列，該信號按使用以上轉換的、被發現是t0的支配周期而重複。整體中的當前變址tx被增加，然後被減少模數t0。在此運算之後，新變址將小於樣品中的支配周期的長度。這具有重新排列引入數據的效果，以匹配已經在緩衝器中的數據周期，有效地將引入波形分成t0尺寸的部分並將它們堆疊起來。最近的樣品*xp(在輸入信號緩衝器中的位置xp處的值)被分解成具有平均化運算的整體的合適點。示出一項連續平均化計算(IIR濾波器的數字等同物)，但也可以使用移動平均數等選擇性的平均化方案。在連續平均數中，關於整體的每個點，當新值被加進來時，當前的值被逐漸減少。效果是合併波形片堆，大量地加權最近的片。所產生的重構波形在圖4中示出。
只抽取周期信息經常是足夠的，而無須重構波形。在選擇性的實施例中，周期數據(例如，心臟周期)中的一個或多個峰值被跟蹤，以增加與信號數據相同的有關周期範圍內的重大破壞噪聲中的信號處理。如前所述，生理信號通常展示非固定的統計數字；但是，在沒有嚴重的心律不齊的情況下，心臟周期可以被動態地跟蹤。這通常是胎兒監控中的一個有效的設想。
周期跟蹤的一個典型的實施過程將如下所示<![CDATA[# define INITIALIZING0# define SEARCHING 1# define TRACKING2int update(void) /*返回當前被跟蹤的周期或0(若沒有)*/{static int tracking_state＝INITIALIZING，track＝0，lost＝0；int peak；/*獲得平均數_功率和百分比_高*/power_statistics(MIN_PERIOD，MAX_PERIOD， average_power，percent_high)；switch(tracking_state) { case TRACKINGif(percent_high＞MAX_HIGH)lost++； /*冪太分散，也許是噪聲*/else{/*搜索峰值的當前跟蹤*/ peak＝peak_power(track-DELTA，track+DELTA)； if(local_power(peak)＜2*average_power) lost++； /*這裡不再有強峰值*/else{ /*峰值仍然存在，保持跟蹤*/ track＝peak； if(lost) lost--； }} if(lost＜MAX_LOST)break； /*跟蹤仍然可行，使用結果*/default /*開始或重新開始搜索峰值*/case INITIALIZING track＝0； lost＝0； /*落下通過，以便重新開始搜索*/ tracking_state＝SEARCHING；case SEARCHING peak＝peak_power(MIN_PERIOD，MAX_PERIOD)； if(qualified(peak)) /*用其他標準測試選擇物*/ { track＝peak； /*可接受的，跟蹤它*/tracking_state＝TRACKING； } break；}return(track)；{]]>雖然可以對頻率進行合適的修改，但是，假設這裡的更新每秒鐘被調用一次。「跟蹤」值是有關周期，在它變化時通過時間被跟隨。注意，特定數量的遲滯被建立到算法(如由MAX_LOST參數所規定的)中，以便可以忽略不可接受的信號的短周期。
掌握該技術領域的普通技術的人將了解基本跟蹤算法的幾項提高。合格的函數可以綜合其他來源的信息，以提高峰值選擇的準確度。例如，該信息可包括信號的時間域分析、基於生理學或臨床狀況的信號源的先驗知識等。此外，如果全球峰值沒有達到使用的資格(例如，因為發現它對應於噪聲)，則可以使用這類信息尋找其他可能的跟蹤選擇物，指導周期域搜索。
「跟蹤」結果可以被進一步平均化，以便在取樣周期的限制以外減少振動和改善周期估計的解析度。最後，速率計算只是與周期相反。可以按以下方式執行與速率計算(每分鐘)結合的一項簡單的移動平均算法
雖然可以對頻率進行合適的修改，但是，假設這裡的計算_速率函數每秒鐘被調用一次。為適當平滑的速率結果選擇環式「長度」，具有對變化的充分響應。
所以，本發明的轉換通常可以被用於數字處理低頻、高噪聲模擬輸入信號。最好起始採樣輸入信號以提供實時數字輸入信號。被取樣的數據點較佳地被存儲在一個緩衝器中，並通過數值轉換被加以評估。每個數據點可以逐點地乘以一對取樣的周期性正交波形，以及被相加來提供每個數據點的總和的結果。此外，正交波較佳地被變址，以便當檢查周期小時提供較小周期的波，當檢查周期大時提供大周期的波。每個可能周期的提供的相對強度作為每個周期的功率被進行計算。為了提高實時應用的計算的速度，使用類似於滑動「快速傅立葉變換」的一種算法。在確定每個可能的周期的功率之後，可以在信號重構中使用該信息，或者定位和跟蹤有關周期。
如上所述，可以在脈搏血氧定量中有利地使用本發明，當與胎兒監控系統並用時，本發明提供了與原先的技術系統相比的實質優點，尤其對於胎兒血氧定量而言。現在參考圖8，示出脈搏血氧定量計系統100的方框圖。如第5,842,981號美國專利中所述，與本發明結合使用的脈搏血氧定量計系統100可以是一個數字血氧定量系統，因此，它被併入，用作參考。數字血氧定量計提供了一個優點，因為實質上消除了可在系統中引起額外噪聲的模擬信號處理步驟。但是，雖然描述了一種數字血氧定量計系統，但也可以用本系統的方法使用其他已知類型的血氧定量計，以提高被監控信號的完整性。傳感器120可以是任何許多類型的已知傳感器。這些設備通常被耦合到成人身體的一個手指或手、足。對於胎兒監控而言，可較佳地使用一種子宮內的傳感器設備(例如，第5,425,362號美國專利中所描述的)，它也在此被併入，用作參考。但是，也可以使用其他類型的胎兒傳感器設備。如上所述，在胎兒監控中，必須使用反射而非透射脈搏血氧定量來進行感測。這種方法涉及發送至少一個和最好多個波長的一個光源，以展示包含胎兒組織的血。然後，反射光被檢測和評估，用於確定血氧化飽和。雖然光源如所示的那樣可以是紅色LED 170和紅外線LED180，但是，掌握該技術領域的普通技能的人將了解，也可以使用雷射二極體等其他類型的光源。此外，也可以進行所用光的波長的改變。
再次參考圖8，反射光較佳地由光電探測器180進行檢測。光電探測器的輸出被數位化並被傳遞給微處理器140，它根據本發明的一種方法來為輸入信號取樣，用於處理。或者，光纖線可以攜帶光本身到和/或從傳感器到微處理器，一個光電探測器和數字轉換器將被定位。
在操作過程中，脈搏血氧定量計系統100一般根據一些已知的方法，來確定血氧飽和級別，這些方法基於較佳地被耦合到模擬-數字轉換器130的一個輸入埠處所接收的一個輸入體積描記器波。如上所述，血氧定量計確定在紅色和紅外線波長的情況下心臟舒張期的背景吸收(本質上是一個dc值)與心臟收縮期的峰值吸收(本質上是一個脈動ac分量)之間的差。該差對應於由動脈血引起的吸收。由於紅色紅外線的光吸收比率指出了氧氣飽和，因此，該比率的差可被用於計算動脈氧氣飽和。這個比率在微處理器140中被計算。一般通過將紅色對紅外線比率與存儲在存儲器160中的表格數據比較，來根據經驗地確定氧氣飽和值。一般通過計算脈動分量來確定心臟脈搏率。但是，在一些情況下，尤其在胎兒監控中，這些脈動分量不夠強，氧化計算和心率信息都會丟失。可以通過微處理器來執行本發明的方法，以計算波形中的支配周期和心臟周期，從而更好地確定心率。如上文所定義，也可以使用本發明的方法來提供一條脈搏率的軌跡。
在本發明的一個實施例中，如上所述，較佳地通過計算脈動分量的數量來計算脈搏率。例如，如果脈動分量的數量不足夠大，則微處理器140可以監控產生的值，以確定心率是否不協調。這是在胎兒監控中特別普遍的一個問題，其中，脈動分量經常不比背景分量大很多，所以很難檢測。當出現這個條件時，微處理器140可以用前述的轉換來處理輸入信號，以便定位脈搏率或心跳。所以，輸入數據可以根據只作必要描述的方法來被加以處理。但是，在選擇性實施例中，可以使用本發明的方法來保持所有情況中心率的準確計算。
已說明和描述了各個較佳實施例，但應該理解，在不脫離本發明最廣義方面的前提下，可以對其進行修改。在以下的權利要求中定義了本發明的各種特點。
權利要求
1.從一個輸入信號確定基本周期的一種方法，其特徵在於該方法包括以下步驟選擇預定的最大周期，並將周期分成多個遞增周期；以及，確定多個遞增周期中的每個周期的轉換，方法是相加通過輸入信號乘以第一個周期性波形上等距離間隔的多個點而得到的值，該波形具有的周期實質上等同於遞增周期；以及，相加通過輸入數據乘以第二個周期性波形上等距離間隔的多個點而得到的值，該波形的周期實質上等同於遞增周期，其中，第二個周期性波形實質上正交於第一個周期性波形。
2.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於還包括將一個指數計算進第一個和第二個周期性波形的步驟，其中，該指數建立在與遞增周期成反比的增加的基礎上，使第一個和第二個周期性波形的十中抽一與遞增周期相匹配。
3.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於還包括計算一個全體平均數以重構輸入波的步驟。
4.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於還包括為每個轉換計算功率譜的步驟。
5.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於還包括通過在功率對周期的緩衝器中定位和跟蹤其峰值來跟蹤通過時間的輸入數據中的有關周期。
6.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於其中，輸入數據是一個體積描記器波。
7.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於其中，輸入數據是來自脈搏血氧定量傳感器的一個體積描記器信號。
8.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於其中，輸入數據是來自胎兒脈搏血氧定量計的一個體積描記器信號。
9.如權利要求1中所定義的方法，其特徵在於其中，輸入數據被滑過轉換，以便為每次遞歸增加一個新的數據點和減去一個老的數據點。
10.為低頻周期性信號計算數字數值變換式從而實時導出功率對周期的一種方法，其特徵在於該方法包括以下步驟按預定的時間間隔從連續的周期性波形獲得被取樣的數據點；關於預先選擇的最小周期與預先選擇的最大周期之間的每個周期，其中，每個周期通過預先選擇的時間間隔與鄰近的周期分開(a)計算一個虛數轉換分量值等於輸入數據乘以其周期等於該周期的正弦波上的一個選擇點；(b)加到在相同周期的前面虛數轉換分量值的一個總數；(c)計算一個實數轉換分量值等於輸入數據乘以其周期等於該周期的餘弦波上的一個選擇點；(d)加到在相同周期的前面實數轉換分量值的一個總數；(e)增加正弦和餘弦波上的選擇點；以及，(f)獲得輸入數據的新樣值；在需要計算時進行重複。
11.如權利要求10中所定義的方法，其特徵在於還包括一些步驟換算實數和虛數的分量總數，以便為所有周期提供相等的加權；在給定周期加上實數和虛數分量的總數的平方，以達到對應於輸入信號中的那個周期的相對功率。
12.如權利要求10中所定義的方法，其特徵在於還包括一些步驟存儲按時間間隔獲取的預定的最大周期的正弦波和餘弦波的各個點；將一個指數計算到正弦和餘弦波，其中，指數與所選周期成反比；以及，檢索正弦波和餘弦波，以便選擇性地改變正弦和餘弦波的周期。
13.如權利要求10中所定義的方法，其特徵在於其中，輸入數據作為緩衝器中最老的數據樣品與緩衝器中最新的數據樣品之間的差被初步加以計算；通過加上最新的數據樣值和減去最老的數據樣值，來連續更新輸入數據。
14.一種血氧定量計，其特徵在於包括用於從傳感器接收一個體積描記器信號的一個輸入埠；一個模擬-數字轉換器；一個被編程的處理器，用於計算體積描記器波的數值轉換，以確定心臟活動的基本周期，其中，通過將體積描記器波形的樣品乘以周期等於所選遞增周期的第一個和第二個周期性正交波形，在多個遞增周期中的每個周期計算數值轉換。
15.如權利要求14中所定義的血氧定量計，其特徵在於其中，處理器被進一步編程，以檢索通過存儲第一個周期性波形的緩衝器和存儲第二個周期性波形的緩衝器，指數與一個所選周期成反比，以便選擇性地確定周期的長度。
16.如權利要求14中所定義的血氧定量計，其特徵在於其中，處理器被進一步編程，以便根據血氧化計算中發現的脈動分量來計算心率。
17.如權利要求16中所定義的血氧定量計，其特徵在於其中，只有當由氧化計算確定的心臟比率不足時，處理器才被編程，以計算數值轉換。
18.如權利要求14中所定義的血氧定量計，其特徵在於其中，傳感器是一種胎兒傳感器。
19.用於從一個帶有噪聲的體積描記器輸入信號確定一個心臟信號的一種方法，其特徵在於該方法包括以下步驟按預定的時間間隔為輸入體積描記器信號取樣；為多個周期中直到最大周期的每個周期計算體積描記器信號的數值轉換，其中，每個周期由預定的時間間隔分開；以及，將每個周期的相對強度計算為每個周期的功率。
20.如權利要求19中所定義的方法，其特徵在於還包括以下步驟存儲餘弦波的連續取樣點和正弦波的取樣點，其中，取樣點由等同於取樣率的時間間隔分開。
21.如權利要求19中所定義的方法，其特徵在於還包括按每個時間間隔增加一個新的數據點和減去一個舊的數據點的步驟。
22.如權利要求20中所定義的方法，其特徵在於包括計算被存儲的正弦和餘弦波取樣點的一個指數，其中，指數與周期成反比，以便小周期內進入被存儲數據的指數為大，而在大周期內則為小。
全文摘要
揭示了一種信號處理方法,較佳地用於從一個帶噪聲的低頻信號中抽取一個基本周期。信號處理方法通常包括:通過將信號數據乘以變化周期的正弦和餘弦波的離散點,來計算許多所選周期的數值轉換;並且總計各個結果。較佳地選擇正弦和餘弦波的周期,以便當執行轉換時,具有實質上等同於有關周期的一個周期。
文檔編號A61B5/1455GK1377485SQ00813694
公開日2002年10月30日 申請日期2000年9月29日 優先權日1999年9月30日
發明者D·E·巴爾, J·L·羅伊斯 申請人:Ob科學股份有限公司