CN104095640A

CN104095640A - 血氧饱和度检测方法及装置

Info

Publication number: CN104095640A
Application number: CN201310114596.3A
Authority: CN
Inventors: 席再军; 王程; 解亚平; 蔡晓慧
Original assignee: Delbio Inc
Current assignee: Delbio Inc
Priority date: 2013-04-03
Filing date: 2013-04-03
Publication date: 2014-10-15
Also published as: TW201438669A; TWI505816B

Abstract

本发明提供了一种在具有运动干扰条件下的血氧饱和度检测方法及装置。所述方法包括：（A）分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号；（B）采用本发明所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的所述交流信号进行降噪，消除所述交流信号中的运动干扰能量；（C）计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值；（D）根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。本发明通过时域能量比值计算交流比值，实现被测者运动情况下血氧饱和度的较高精度的测量，所需实施算法相对比较简单，有利于硬件平台小型化，因此可以在小型便携式血氧仪中实现抗运动干扰功能。

Description

血氧饱和度检测方法及装置

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，特别是血氧饱和度测量装置，尤其涉及一种在具有运动干扰条件下的血氧饱和度检测方法及装置。

背景技术

基于红外光和近红外光的双波长无创血氧饱和度检测技术已被大量应用于临床。无创血氧饱和度检测技术基于动脉血液的光的吸收量随动脉波动而变化的原理，在透射式血氧饱和度检测中，当透光区域动脉血管搏动时，动脉血液对光的吸收量将随之变化，称为交流量；而皮肤、肌肉、骨骼等其他组织对光的吸收是恒定不变的，称为直流量。采用双波长法测量血氧饱和度，需要先计算比率值R，然后通过定标曲线的方式来计算出血氧饱和度。

比率R的计算公式如下所示：

（1）

其中AC_R、AC_IR分别是红光和近红外光信号的交流量，DC_R、DC_IR分别是红光和近红外光信号的直流量。

目前对于R值的计算一般采用峰峰法。由于脉搏波波形具有周期性，在每个周期内都存在一个最大值和一个最小值，在该周期内寻找两路光的最大值和最小值就能计算两路光的交流量，从而计算出该周期的R值。但是，如果脉搏波信号中带有较强的干扰信号时，则在寻找脉搏波波形最大值和最小值时极易出现错误。特别是在救护车等实际临床时，由于抖动导致手指与传感器之间发生位移，使脉搏波波形中出现大量干扰波形，在计算时就会导致最大值和最小值找寻错误。为解决运动干扰带来的血氧计算错误问题，通常的做法是首先消除相关干扰噪声，然后再寻找消噪后脉搏波波形的最大值和最小值。

关于消除脉搏波信号中运动干扰的信号处理方法，在很多文献中都有相关报道，譬如独立成分分析法、自适应滤波对消法、卡尔曼滤波法、经验模态分解法等。其中，已经成功商业化的方法中，Masimo公司在专利US5482036中所描述的自适应滤波对消法效果较好，其主要关键在于采用两路光信号巧妙形成一个噪声参考信号，并以此代入自适应滤波消除器模块，同时还包含一个回归滤波器。

参考附图1，现有技术中的一种基于自适应滤波对消法来进行血氧的计算的流程图，其过程一般包括以下几个步骤：

S110：对原始信号进行预处理；例如进行低通滤波消除高频噪声和基线漂移处理以及消除直流波动等。

S120：利用两路光信号形成噪声参考；为形成噪声参考，一般需经过比较复杂的逻辑判断与计算，例如包括傅里叶频谱分析等。

S130：利用步骤S120所形成的噪声参考进行自适应滤波去噪处理，以消除运动噪声；这个过程的运算需经过迭代循环计算，运算量比较大，其中包括自适应滤波器和回归滤波两个部分。

S140：利用经过步骤S130处理过的两路信号寻找极值，利用公式（1）以计算血氧值。

但此项技术的不足之处在于：由于涉及到自适应滤波以及傅里叶变换等运算，因此对硬件平台要求较高，实现起来相对比较复杂，从而导致成本较高。而目前血氧饱和度测量设备的小型化已成为一种趋势，同时要求有较高的规格性能，对于在小型化血氧仪中实施上述算法流程比较困难。

故，的确需要一种技术方案，能够解决由于算法流程复杂、对硬件平台要求较高，在小型化血氧仪中实施比较困难的问题。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是，提供一种能够消除运动干扰，保持较高精度的血氧饱和度测量的方法及装置，实现运动干扰下的血氧饱和度准确测量，使硬件平台小型化，从而使便携式血氧仪也能实现抗运动干扰功能。

为了解决上述问题，本发明提供了信号的降噪方法，包括如下步骤：（1）计算原始信号中分离出的交流信号的初始时域能量；（2）根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波；（3）计算滤波后的所述交流信号的第一时域能量；（4）判断所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第一阈值，若小于或等于所述第一阈值，则完成信号的降噪。

为了解决上述问题，本发明还提供了一种血氧饱和度检测方法，包括如下步骤：（A）分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号；（B）采用本发明所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的交流信号进行降噪，消除所述交流信号中的运动干扰能量；（C）计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值；（D）根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。

可选的，步骤（A）进一步包括：分别对所述红光和近红外光波段的脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号。

可选的，若所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值大于所述第一阈值，则步骤（B）进一步包括：（B1）缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波；（B2）计算经步骤（B1）滤波后的所述交流信号的第二时域能量；（B3）判断所述第二时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第二阈值，其中所述第二阈值小于所述第一阈值，若小于或等于所述第二阈值则完成信号的降噪，消除了所述交流信号中的运动干扰能量，否则返回执行步骤（B1）。

为了解决上述问题，本发明还提供了一种血氧饱和度检测装置，包括依次相连的采集模块、消除运动干扰能量模块、比值计算模块以及饱和度计算模块；所述采集模块用于分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号；所述消除运动干扰能量模块用于采用本发明所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的交流信号进行降噪，消除所述交流信号中的运动干扰能量；所述比值计算模块用于计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值；所述饱和度计算模块用于根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。

可选的，所述采集模块进一步用于：分别对所述红光和近红外光波段的脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号。

可选的，所述消除运动干扰能量模块进一步包括依次相连的第一计算单元、滤波单元、第二计算单元以及判断单元；所述第一计算单元用于计算所述交流信号的初始时域能量；所述滤波单元用于根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波；所述第二计算单元用于计算滤波后的所述交流信号的第一时域能量；所述判断单元用于判断所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第一阈值，若小于或等于所述第一阈值，则完成信号的降噪，消除了所述交流信号中的运动干扰能量。

若所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值大于所述第一阈值，则所述滤波单元进一步用于缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波；所述第二计算单元进一步用于计算经再次滤波后的所述交流信号的第二时域能量；所述判断单元进一步用于判断所述第二时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第二阈值，其中所述第二阈值小于所述第一阈值，若小于或等于所述第二阈值则完成信号的降噪，消除了所述交流信号中的运动干扰能量，否则调用所述滤波单元进一步缩小滤波范围后再次滤波。

本发明的优点在于，采用时域能量的方法来判断是否具有运动干扰，并通过时域能量比值计算交流比值。当运动干扰频率大于心率所对应频率时，血氧饱和度计算具有较高精度，能实现被测者运动情况下血氧饱和度的较高精度的测量，同时提高了计算效率；本发明所需实施算法相对比较简单，对硬件平台要求不高，有利于硬件平台小型化，因此可以在小型便携式血氧仪中实现抗运动干扰功能。

附图说明

附图1是现有技术中的一种基于自适应滤波对消法来进行血氧的计算的流程图。

附图2是本发明所述信号的降噪方法的具体实施方式的流程图。

附图3是带有运动干扰的脉搏波频谱示意图。

附图4是本发明所述血氧饱和度检测方法的具体实施方式的流程图。

附图5A-5D是本发明所述血氧饱和度检测方法的一实施例的信号波形图，其中附图5A-5B分别为原始红光信号以及原始近红外光信号的波形图，附图5C-5D分别为红光交流信号以及近红外光交流信号的波形图。

附图6是本发明所述血氧饱和度检测装置的具体实施方式的结构示意图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明提供的血氧饱和度检测方法及装置的具体实施方式做详细说明。

首先结合附图给出本发明所述信号的降噪方法的具体实施方式。

附图2所示是本具体实施方式提供的信号的降噪方法的流程图，接下来对附图2所示的步骤做详细说明。

S210：计算原始信号中分离出的交流信号的初始时域能量E。

采集原始信号，对所采集到的原始信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号；其中，所述原始信号可以为脉搏波时域信号。对于一段脉搏波时域信号，除了理想脉搏波信号外，还包括背景光噪声、基线漂移等低频噪声、电磁干扰等高频噪声、以及可能的各种抖动噪声等。对于背景光噪声，一般通过光屏蔽和数据采集中背景光扣除等方式可消除，而对于低频和高频噪声，采用通常低通滤波、高通滤波或带通滤波即能消除。因此，首先对脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理和消除高频噪声处理，然后再进行去直流处理，剩下部分即为脉搏波时域信号的交流部分。

S220：根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波。

所述滤波包括带通滤波、低通滤波以及低通滤波与带通滤波相结合的滤波方式。

S230：计算滤波后的所述交流信号的第一时域能量E1。

S240：判断所述第一时域能量E1与所述初始时域能量E的比值是否大于一预先设定的第一阈值M1，若E1/E小于或等于所述第一阈值M1，则干扰频率能量被消除，信号的降噪完成。

在运动干扰情况下，脉搏波时域交流信号中的能量主要来自两个部分：理想脉搏波信号能量以及干扰频率能量。由于运动干扰频率大于心率所对应频率，可以通过高阶低通滤波或带通滤波或者低通滤波与带通滤波相结合的方式消除运动干扰频率。在一段脉搏波时域交流信号内如果在经过滤波消除干扰频率后，该段信号内脉搏波时域能量会大幅度减小。因此，可以比较滤波前后时域能量的大小，如果在滤波后时域能量大幅减小但同时保持相对较大的值，则说明时域能量中运动干扰的部分被消除，同时理想脉搏波信号能量被保留。

在本具体实施方式中，若所述第一时域能量E1与所述初始时域能量E的比值大于所述第一阈值M1，则所述方法还至少包括步骤S250—S270。

S250：缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波。

S260：计算经步骤S250滤波后的所述交流信号的第二时域能量E2。

S270：判断所述第二时域能量E2与所述初始时域能量E的比值是否大于一预先设定的第二阈值M2，其中所述第二阈值M2小于所述第一阈值M1。若E2/E小于或等于所述第二阈值M2则干扰频率能量被消除信号的降噪完成；否则返回执行步骤S250。

在实际处理中，由于对理想脉搏波信号频率以及干扰频率都未知，仅仅采用一次滤波处理很难消除运动干扰影响，可以采用逐次逼近的方法来消除可能的运动干扰。即，若E1/E大于所述第一阈值M1，则缩小滤波范围以及缩小相应的阈值，重新对交流信号进行滤波，并对滤波后的时域能量进行比较，直到时域能量中运动干扰的部分被消除。

接下来结合附图给出本发明所述血氧饱和度检测方法的具体实施方式。

在血氧饱和度计算中，主要在于两路光信号交流比值的确定。本发明提出采用时域能量的方法来判断是否具有运动干扰，并通过时域能量比值计算交流比值。将脉搏波时域交流信号经傅里叶变换到频域，在存在运动干扰的情况下，脉搏波信号频谱图如图3所示。

本发明的基本思想是：根据脉搏波时域信号的特征和傅里叶变换的定义，两路脉搏波时域信号频谱上心率频率处振幅之比，近似等于两路脉搏波时域信号的交流值比值。因此，进行R值计算时，可以采用两路脉搏波时域信号频谱上心率频率处振幅之比来替代交流量比值，从而可以避免在脉搏波时域信号中寻找最大值和最小值。对于两路理想脉搏波信号，心率频率处振幅之比与心率频率2倍频、3倍频处振幅之比理论上相等。

同时，根据傅里叶变换性质之Rayleigh定理：

（2）

其中为的傅里叶变换，E为能量，这里定义为时域能量，定义心率频率处红光信号频谱振幅与近红外光频谱振幅之比为M，在理想脉搏波情况下有如下关系（其中Red表示红光，IRed表示近红外光）：

（3）

利用公式（2）则有：

（4）

因此在理想脉搏波情况下可以在时域上直接采用两路光时域能量之比来近似替代两路光信号的交流值比值。但是，在带有运动干扰的条件下，显然直接采用时域能量之比不可行，如果通过信号的降噪能消除时域能量中运动干扰的影响，则可以采用时域能量之比近似替代两路光信号的交流值比值进行R值计算。

附图4所示是本具体实施方式所述血氧饱和度检测方法的流程图，接下来对附图4所示的步骤做详细说明。

S410：分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号。

对于一段脉搏波时域信号，除了理想脉搏波信号外，还包括背景光噪声、基线漂移等低频噪声、电磁干扰等高频噪声、以及可能的各种抖动噪声等；如图5A-5B所示，其中附图5A为原始红光信号的波形图，附图5B为原始近红外光信号的波形图。对于背景光噪声，一般通过光屏蔽和数据采集中背景光扣除等方式可消除，而对于低频和高频噪声，采用通常低通滤波、高通滤波或带通滤波即能消除。因此，这里应首先对脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理和消除高频噪声处理，然后再进行去直流处理，剩下部分即为脉搏波时域信号的交流部分，包括红光交流部分和近红外光交流部分；如图5C-5D所示，其中附图5C为红光交流信号的波形图，附图5D为近红外光交流信号的波形图。在进行去直流处理时，可以同时获取脉搏波时域信号中红光和近红外光信号的直流量。

继续参考附图4，在步骤S421中：计算所述交流信号的初始时域能量E。所述交流信号包括红光交流信号和近红外光交流信号。

S422：根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波。

由于运动干扰频率大于心率所对应频率，所述滤波可以采用带通滤波、低通滤波以及低通滤波与带通滤波相结合的滤波方式。本具体实施方式以带通滤波为例，所述第一滤波范围可以设置为[0.5Hz，4.16Hz]（对应脉搏跳动次数为每分钟30-250次）。

S423：计算滤波后的所述交流信号第一时域能量E1。

S424：判断所述第一时域能量E1与所述初始时域能量E的比值是否大于一预先设定的第一阈值M1，若E1/E小于或等于所述第一阈值M1，则干扰频率能量被消除，信号的降噪完成。其中，M1可以根据实际试验测量结果设置。

步骤S421-S424所描述的方法即采用了附图2对应实施方式所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的交流信号进行降噪，从而消除所述交流信号中的运动干扰能量。

在实际处理中，由于对心率频率以及干扰频率都未知，仅采用一次高阶低通或带通滤波很难消除运动干扰影响。在本具体实施方式中，若所述第一时域能量E1与所述初始时域能量E的比值大于所述第一阈值M1，则消除所述交流信号中的运动干扰能量还需执行以下步骤（图4中未示出）。

B1）：缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波。例如，缩小带通滤波范围为[0.5Hz，3Hz]。

B2）：计算经步骤B1滤波后的所述交流信号的第二时域能量E2。

B3）：判断所述第二时域能量E2与所述初始时域能量E的比值是否大于一预先设定的第二阈值M2，其中M2小于M1。若E2/E小于或等于M2，则说明干扰频率能量被消除，信号的降噪完成；若E2/E大于M2，则返回执行步骤B1进一步缩小滤波范围，再次进行滤波来消除可能的运动干扰能量。

在运动干扰情况下，脉搏波时域交流信号中的能量主要来自两个部分：①理想脉搏波信号能量（其中心率频率能量占主导，二倍频及以上部分能量占比少）；②干扰频率能量。当运动干扰频率大于心率频率时，则可以通过高阶低通滤波或带通滤波或者低通滤波与带通滤波相结合的方式消除运动干扰频率。在一段脉搏波时域交流信号内如果在经过滤波消除干扰频率后，会大幅度减小，根据公式（2）即可知该段信号内脉搏波时域波形经过滤波后，其时域能量会大幅度减小。因此，可以比较在滤波前后时域能量的大小，如果在滤波后时域能量大幅减小但同时保持相对较大的值，则说明时域能量中运动干扰的部分被消除同时心率频率处能量被保留。

继续参考附图4，在步骤S430中：计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值。当两路光信号经过同样的滤波处理后，则两路光剩下时域能量之比值即近似等于两路光信号的交流值比值之平方。

S440：根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。

根据所获得的两路光信号的时域能量比值，即可近似计算出两路光信号的交流值比值；再根据步骤S410中去直流处理同时获取的两路光信号的直流量，即可根据公式（1）计算出比率R，进而计算出血氧饱和度；其中根据比率R计算出血氧饱和度可以采用现有的技术手段，此处不再赘述。

本发明采用时域能量的方法来判断是否具有运动干扰，并通过时域能量比值计算交流比值。当运动干扰频率大于心率所对应频率时，血氧饱和度计算具有较高精度，能实现被测者运动情况下血氧饱和度的较高精度的测量，同时提高了计算效率；本发明所述方法所需实施算法相对比较简单，对硬件平台要求不高，有利于硬件平台小型化，因此可以在小型便携式血氧仪中实现抗运动干扰功能。

接下来结合附图给出本发明所述血氧饱和度检测装置的具体实施方式。

附图6所示是本具体实施方式所述血氧饱和度检测装置的结构示意图。所述装置包括依次相连的采集模块61、消除运动干扰能量模块62、比值计算模块63以及饱和度计算模块64。

所述采集模块61用于分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号。所述采集模块61分别对所述红光和近红外光波段的脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号。在进行去直流处理时，可以同时获取脉搏波时域信号中红光和近红外光信号的直流量。

所述消除运动干扰能量模块62用于采用本发明所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的所述交流信号进行降噪，消除所述交流信号中的运动干扰能量。

在本具体实施方式中，所述消除运动干扰能量模块62进一步包括依次相连的第一计算单元621、滤波单元622、第二计算单元623以及判断单元624。

所述第一计算单元621用于计算所述交流信号的初始时域能量E；所述交流信号包括红光交流信号和近红外光交流信号。

所述滤波单元622用于根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波。由于运动干扰频率大于心率所对应频率，所述滤波可以采用带通滤波、低通滤波以及低通滤波与带通滤波相结合的滤波方式。本具体实施方式以带通滤波为例，所述第一滤波范围可以设置为[0.5Hz，4.16Hz]。

所述第二计算单元623用于计算滤波后的所述交流信号第一时域能量E1。

所述判断单元624用于判断所述第一时域能量E1与所述初始时域能量E的比值是否大于一预先设定的第一阈值M1，若小于或等于所述第一阈值M1，则说明干扰频率能量被消除，信号的降噪完成。其中，M1可以根据实际试验测量结果设置。

在实际处理中，由于对心率频率以及干扰频率都未知，仅采用一次滤波很难消除运动干扰影响；若所述第一时域能量E1与所述初始时域能量E1比值大于所述第一阈值M1，则本具体实施方式中，所述滤波单元622进一步用于：缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波。例如，缩小带通滤波范围为[0.5Hz，3Hz]。所述第二计算单元623进一步用于：计算经再次滤波后的所述交流信号的第二时域能量E2。所述判断单元624进一步用于：判断所述第二时域能量E2与所述初始时域能量E的比值是否大于一预先设定的第二阈值M2，其中M2小于M1。若E2/ E小于或等于M2，则说明干扰频率能量被消除，信号的降噪完成；否则调用所述滤波单元622进一步缩小滤波范围，再次进行滤波直至消除可能的运动干扰。

所述比值计算模块63用于计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值。当两路光信号经过同样的滤波处理后，则两路光剩下时域能量之比值即近似等于两路光信号的交流值比值之平方。

所述饱和度计算模块64用于根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。根据所获得的两路光信号的时域能量比值，即可近似计算出两路光信号的交流值比值；再根据所述采集模块61去直流处理同时获取的两路光信号的直流量，即可根据公式（1）计算出比率R，进而计算出血氧饱和度；其中根据比率R计算出血氧饱和度可以采用现有的技术手段，此处不再赘述。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims

1.一种信号的降噪方法，其特征在于，包括如下步骤：

（1）计算原始信号中分离出的交流信号的初始时域能量；

（2）根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波；

（3）计算滤波后的所述交流信号的第一时域能量；

（4）判断所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第一阈值，若小于或等于所述第一阈值，则完成信号的降噪。

2.根据权利要求1所述的信号的降噪方法，其特征在于，步骤（1）进一步包括：对所述原始信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号。

3.根据权利要求1所述的信号的降噪方法，其特征在于，步骤（2）中所述滤波包括带通滤波、低通滤波以及低通滤波与带通滤波相结合的滤波方式。

4.根据权利要求1所述的信号的降噪方法，其特征在于，若所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值大于所述第一阈值，则所述方法还包括如下步骤：

（5）缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波；

（6）计算经步骤（5）滤波后的所述交流信号的第二时域能量；

（7）判断所述第二时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第二阈值，其中所述第二阈值小于所述第一阈值，若小于或等于所述第二阈值则完成信号的降噪，否则返回执行步骤（5）。

5.根据权利要求1所述的信号的降噪方法，其特征在于，所述原始信号为脉搏波时域信号。

6.一种血氧饱和度检测方法，其特征在于，包括如下步骤：

（A）分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号；

（B）采用权利要求1所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的交流信号进行降噪，消除所述交流信号中的运动干扰能量；

（C）计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值；

（D）根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。

7.根据权利要求6所述的血氧饱和度检测方法，其特征在于，步骤（A）进一步包括：分别对所述红光和近红外光波段的脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号。

8.根据权利要求6所述的血氧饱和度检测方法，其特征在于，若所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值大于所述第一阈值，则步骤（B）进一步包括：

（B1）缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波；

（B2）计算经步骤（B1）滤波后的所述交流信号的第二时域能量；

（B3）判断所述第二时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第二阈值，其中所述第二阈值小于所述第一阈值，若小于或等于所述第二阈值则完成信号的降噪，消除了所述交流信号中的运动干扰能量，否则返回执行步骤（B1）。

9.一种血氧饱和度检测装置，其特征在于，包括依次相连的采集模块、消除运动干扰能量模块、比值计算模块以及饱和度计算模块；

所述采集模块用于分别采集红光和近红外光波段的脉搏波时域信号，并分离出交流信号；

所述消除运动干扰能量模块用于采用权利要求1所述的信号的降噪方法分别对红光和近红外光波段的脉搏波时域信号中的交流信号进行降噪，消除所述交流信号中的运动干扰能量；

所述比值计算模块用于计算降噪后的红光交流信号时域能量和近红外光交流信号时域能量的比值；所述饱和度计算模块用于根据所获得的时域能量比值计算血氧饱和度。

10.根据权利要求9所述的血氧饱和度检测装置，其特征在于，所述采集模块进一步用于：分别对所述红光和近红外光波段的脉搏波时域信号进行消除基线漂移处理、消除高频噪声处理以及去直流处理，从而分离出相应的交流信号。

11.根据权利要求9所述的血氧饱和度检测装置，其特征在于，所述消除运动干扰能量模块进一步包括依次相连的第一计算单元、滤波单元、第二计算单元以及判断单元；所述第一计算单元用于计算所述交流信号的初始时域能量；所述滤波单元用于根据预设的一第一滤波范围对所述交流信号进行滤波；所述第二计算单元用于计算滤波后的所述交流信号的第一时域能量；所述判断单元用于判断所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第一阈值，若小于或等于所述第一阈值，则完成信号的降噪，消除了所述交流信号中的运动干扰能量。

12.根据权利要求11所述的血氧饱和度检测装置，其特征在于，若所述第一时域能量与所述初始时域能量的比值大于所述第一阈值，则所述滤波单元进一步用于缩小滤波范围，并根据缩小后的滤波范围对所述交流信号再次进行滤波；所述第二计算单元进一步用于计算经再次滤波后的所述交流信号的第二时域能量；所述判断单元进一步用于判断所述第二时域能量与所述初始时域能量的比值是否大于一预先设定的第二阈值，其中所述第二阈值小于所述第一阈值，若小于或等于所述第二阈值则完成信号的降噪，消除了所述交流信号中的运动干扰能量，否则调用所述滤波单元进一步缩小滤波范围后再次滤波。