DE69229994T2

DE69229994T2 - Gerät und verfahren zur signalverarbeitung

Info

Publication number: DE69229994T2
Application number: DE69229994T
Authority: DE
Inventors: Mohamed Diab; Esmaiel Kiani-Azarbayjany
Original assignee: Masimo Corp
Current assignee: Masimo Corp
Priority date: 1991-03-07
Filing date: 1992-03-05
Publication date: 2000-04-27
Anticipated expiration: 2012-03-06
Also published as: US6036642A; DE69229994D1; ATE184716T1; US6501975B2; JPH06507485A; EP0574509A4; US20030097049A1; RU2144211C1; EP1357481A3; US20040204638A1; USRE38492E1; US5769785A; EP0574509B1; EP0930045A3; US20010029326A1; AU1536992A; AU658177B2; EP0574509A1; EP1357481A2; US6826419B2

Description

Technisches Gebiet

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der Signalverarbeitung. Genauer gesagt bezieht sich die vorliegende Erfindung auf die Verarbeitung von gemessenen Signalen um unerwünschte Teile zu entfernen und zwar wenn wenig über den unerwünschten Signalteil bekannt ist.

Hintergrund der Erfindung

Signalverarbeiter werden typischerweise eingesetzt um unerwünschte Teile aus einem zusammengesetzten, gemessenen Signal, das einen erwünschten Signalteil und einen unerwünschten Signalteil aufweist, zu entfernen. Wenn das unerwünschte Signalteil ein verschiedenes Frequenzspektrum als das gewünschte Signal besitzt dann können konventionelle Filtertechniken, wie zum Beispiel Tiefpaßfilter, Bandpaßfilter, und Hochpaßfilter eingesetzt werden, um den gewünschten Teil von dem gesamten Signal zu separieren. Fixierte Einfach- oder Mehrfachlochfilter könnten auch eingesetzt werden, wenn das unerwünschte Signalteil oder -teile bei einer oder mehreren fixierten Frequenzen besteht.
Jedoch ist es oft der Fall, daß ein Überlappen im Frequenzspektrum zwischen dem gewünschten und den unerwünschten Signalteilen existiert und daß die statistischen Eigenschaften der beiden Signalteile sich mit der Zeit verändern. In solchen Fällen sind konventionelle Filtertechniken zum Extrahieren des gewünschten Signals völlig ineffektiv. Wenn jedoch eine Beschreibung des unerwünschten Teils bereitgestellt wird, kann adaptive Rauschlöschung eingesetzt werden um den unerwünschten Teil des Signals zu entfernen, um den gewünschten Teil übrig zu behalten und zur Messung bereitzustellen. Die adaptiven Rauschlöscher ändern ihre Transferfunktion dynamisch um sich an die unerwünschten Signalteile eines zusammengesetzten Signals anzupassen und sie zu entfernen. Adaptive Rauschlöscher benötigen ein Rauschreferenzsignal, das mit dem unerwünschten, Signalteil kor reliert ist. Das Rauschreferenzsignal ist nicht notwendigerweise eine Repräsentation des unerwünschten Signalteils, hat aber ein Frequenzspektrum, das ähnlich ist mit dem des unerwünschten Signals. In vielen Fällen benötigt es ein großes Maß an Einfallsreichtum um ein Rauschreferenzsignal zu bestimmen, da nichts a priori über den unerwünschten Signalteil bekannt ist.
Ein Gebiet, wo zusammengesetzte gemessene Signale einen gewünschten Signalteil und einen unerwünschten Signalteil, über den keine Informationen einfach bestimmt werden kann, aufweisen, ist physiologische Beobachtung. Physiologische Beobachtungsvorrichtung messen generell Signale, die von einem physiologischen System, wie zum Beispiel einem menschlichen Körper, bezogen werden. Messungen, die typischerweise mit einem physiologischen Beobachtungssystem aufgenommen werden, sind zum Beispiel elektronische Kardiographien, Blutdruck, Blutgassättigung (wie z. B. Sauerstoffsättigung), Kapnographien, Herzschlagrate, Atmungsrate und Betäubungstiefe. Andere Typen von Messungen sind z. B. die, die den Druck und die Menge eines Substanz in dem Körper messen, wie z. B. Atmungsprüfung, Medikamententesten, Cholesterintesten, Glukosetesten, arteriöses Kohlendioxidtesten, Proteintesten und Kohlenstoffmonoxidtesten, wobei die Quelle für den unerwünschte Signalteil in diesen Messungen oft auf die Bewegung des Patienten beruht und zwar extern und intern (z. B. Muskelbewegung) während des Messungsprozesses.
Wissen über das physiologische System, z. B. die Menge des Sauerstoffs in dem Blut des Patienten kann entscheidend sein, z. B. während einer Operation. Die Daten können durch eine langwierige invasive Prozedur des Extrahierens und Testens von Material, wie zum Beispiel Blut, eines Patientens oder auch durch eine mehr zweckdienlichere nicht invasive Maßnahme bestimmt werden. Viele Typen von nicht invasiven Messungen können gemacht werden durch die Anwendung der bekannten Eigenschaften der Energieabschwächung, wenn eine ausgewählte Form von Energie durch ein Medium tritt.
Die Energie wird zum Einfallen auf ein Medium, das entweder von einem Patienten bezogen oder in ihm enthalten ist, gebracht und die Amplitude der durchgelassenen oder reflektierten Energie wird gemessen. Der Grad der Abschwächung der einfallenden Energie bewirkt durch das Medium ist stark abhängig von der Dicke und Zusammensetzung des Mediums durch welches die Energie treten muß, aber auch von der spezifischen Form der ausgewählten Energie. Informationen über das physiologische System können aus den Daten des abgeschwächten Signals der durch das Medium übertragenen eingefallenen Energie abgeleitet werden, und zwar wenn das Rauschen entfernt werden kann. Jedoch bieten nicht invasive Messungen oft nicht die Möglichkeit um selektiv die Interferenzen zu beobachten, die die unerwünschten Signalteile erzeugen, und machen es so schwer sie zu entfernen.
Diese unerwünschten Signalteile stammen oft von beiden, Wechsel- und Gleichstromquellen. Der erste unerwünschte Teil ist eine einfach zu entfernende DC-Komponente, die bewirkt wird durch eine Transmission der Energie durch verschiedene Media, welche eine relativ konstante Dicke haben, innerhalb des Körpers, wie z. B. Knochen, Gewebe, Haut, Blut etc. Zweitens gibt es eine erratische bzw. unregelmäßige Wechselstromkomponente, die bewirkt wird wenn verschiedene Medien die gemessen werden, gestört werden und so während die Messung durchgeführt wird, ihre Dicke ändern. Da die meisten Materialien, die von dem Körper abgeleitet sind, einfach komprimiert werden können, ändert sich die Dicke solcher Materialien, wenn sich der Patient während einer nicht invasiven physiologischen Messung bewegt. Patientenbewegung kann die Eigenschaften der Energieabschwächung erratisch ändern lassen. Traditionelle Signalfiltertechniken sind oft völlig ineffektiv und im großen Maße mangelhaft bei der Entfernung der durch Bewegung induzierten Effekte aus einem solchen Signal. Die erratische oder unvorhersehbare Natur von durch Bewegung induzierten unerwünschten Signalkomponenten ist ein Haupthindernis in deren Entfernen. Insofern werden gegen wärtig verfügbare physiologische Kontrollinstrumente generell völlig inoperativ, während Zeitintervallen wenn sich der Patient bewegt.
Ein Blutgaskontrollsystem ist ein Beispiel für ein physiologisches Beobachtungssystem, das auf der Messung von Energieabschwächung durch biologisches Gewebe oder Substanzen basiert. Blutgaskontrollsysteme übertragen Licht in das Gewebe und messen die Abschwächung des Lichts als eine Funktion der Zeit. Das Ausgabesignal des Blutgaskontrollsystems, das abhängig ist von dem arterischen Blutstrom, beinhaltet eine Komponente die eine Wellenform ist, die repräsentativ für den arterischen Puls des Patienten ist. Dieser Typ des Signals, welches eine Komponente beinhaltet die in dem Bezug zu dem Patientenpuls steht, wird plethysmographische Welle genannt und ist in Fig. 1 als Kurve Y gezeigt. Die plethysmographische Wellenform wird z. B. in Blutdruck oder Blutgassättigungsmessungen gebraucht. Wenn das Herz schlägt erhöht und senkt sich die Menge des Blutes in den Arterien und bewirkt eine Erhöhung und eine Absenkung der Energieabschwächung, was durch die zyklische Welle in der Fig. 1 dargestellt ist. Typischerweise wird ein Glied wie z. B. ein Finger oder ein Ohrläppchen oder ein anderer Teil des Körpers, in dem Blut nahe der Haut fließt, als Medium durch welches Lichtenergie übertragen wird, zur Blutgassättigungsmessung eingesetzt. Der Finger weist Haut, Fett, Knochen, Muskeln, etc. wie schematisch in der Fig. 2 gezeigt, auf und jeder dieser Materialien schwächt Energie, die auf den Finger einfällt, in einer generell vorhersehbaren und konstanten Art und Weise ab. Jedoch wenn die Fleischteile des Fingers erratisch komprimiert werden, z. B. durch die Bewegung des Fingers, werden die Energieabschwächungen erratisch.
Ein Beispiel für eine realistische gemessene Wellenform S wird in Fig. 3 gezeigt, die den Effekt von Bewegung darstellt. Der gewünschte Teil des Signals Y ist die Wellenformrepräsentation des Pulses, die dem Sägezahn ähnlichen Muster der Welle in Fig. 1 entspricht. Die großen, durch Bewegung induzierten, Abweichungen in der Signalamplitude verstecken das ge wünschte Signal Y. Es ist einfach zu erkennen, wie sogar kleine Variationen in der Amplitude es schwierig machen das gewünschte Signal Y in der Gegenwart einer Rauschkomponente n zu unterscheiden.
Ein spezifisches Beispiel einer Blutgasbeobachtungsvorrichtung ist ein Pulsoximeter die die Sättigung des Sauerstoffs in dem Blut mißt. Das Pumpen des Herzens forciert frisch mit Sauerstoff angereichertes Blut in die Arterien, was eine größere Energieabschwächung bewirkt. Die Sättigung des mit Sauerstoff angereicherten Blutes kann bestimmt werden durch die Tiefe der Täler relativ zu den Spitzen von zwei plethysmographischen Wellenformen, die mit separaten Wellenlängen gemessen werden. Jedoch müssen Bewegungsinduzierte unerwünschte Signalteile oder Bewegungsartefakte von den gemessenen Signalen entfernt werden, damit der Oximeter die Messungen während der Patientenbewegungsperioden fortsetzt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Signalverarbeitungsvorrichtung gemäß Anspruch 1 und eine Blutanalysevorrichtung gemäß Anspruch 10 sowie ein Verfahren zur Bestimmung eines Rauschreferenzsignals gemäß Anspruch 19 vorgesehen. Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen offenbart.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung ist ein Signalverarbeiter, welcher ein erstes Signal und ein zweites Signal, das mit dem ersten Signal korreliert ist, aufnimmt. Das erste Signal weist einen ersten gewünschten Signalteil und einen ersten unerwünschten Signalteil auf. Das zweite Signal weist einen zweiten gewünschten Signalteil und einen zweiten unerwünschten Signalteil auf. Die Signale können durch die Ausbreitung von Energie durch ein Medium und durch ein Messen eines abgeschwächten Signals nach de Übertragung oder Reflektion aufgenommen werden. Alternativ könnte das Signal durch das Messen, von durch das Medium erzeugten Energie, aufgenommen werden.
Die ersten und zweiten gemessenen Signale werden verarbeitet um ein Rauschreferenzsignal, das nicht die gewünschten Signalteile der jeweiligen ersten und zweiten gemessenen Signale beinhaltet, aufzunehmen. Die verbleibenden unerwünschten Signalteile des ersten und zweiten gemessenen Signals werden kombiniert, um ein Rauschreferenzsignal zu formen. Dieses Rauschreferenzsignal wird mit jedem der unerwünschten Signalteile des ersten und zweiten gemessenen Signals korreliert.
Das Rauschreferenzsignal wird dann benötigt, um jeden unerwünschten Teil des ersten und zweiten gemessenen Signals über einen adaptiven Rauschlöscher zu entfernen. Ein adaptiver Rauschlöscher kann mittels einer Analogie zu einem dynamischen Mehrfachbandsperrfilter werden, der dynamisch seine Transferfunktion, ansprechend auf ein Rauschreferenzsignal und auf die gemessenen Signale verändert, um Frequenzen aus den gemessenen Signalen die auch in dem Rauschreferenzsignal anwesend sind, zu entfernen. Insofern empfängt ein typischer adpativer Rauschlöscher das Signal von welchem ein Rauschentfernen erwünscht ist, und ein Rauschreferenzsignal. Die Ausgabe des adaptiven Rauschlöschers ist eine gute Näherung an das gewünschte Signal mit dem entfernten Rauschen.
Physiologische Kontrollinstrumente können oft vorteilhaft Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung einsetzen. Oft werden in physiologischen Messungen ein erstes Signal, das einen ersten gewünschten Teil und einen ersten unerwünschten Teil aufweist, und ein zweites Signal, das einen zweiten gewünschten Teil und einen zweiten unerwünschten Teil aufweist, erfasst. Die Signale können aufgenommen werden, durch Ausbreitung von Energie durch einen Körper eines Patienten (oder einem Material das von einem Körper hergeleitet ist, wie z. B. Atem, Blut, oder Gewebe) und durch das Messen eines abgeschwächten Signals nach der Übertragung oder Reflektion. Alternativ, kann das Signal aufgenommen werden, durch das Messen von Energie, die von dem Körper des Patienten erzeugt wird, wie in der Elektrocardiographie. Die Signale werden durch den Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung verarbeitet um eine Rauschreferenzsignal zu gewinnen welches als Eingabe für einen adaptiven Rauschlöscher dient.
Eine physiologische Beobachtungsvorrichtung, die die Merkmale der vorliegenden Erfindung vorteilhaft beinhaltet, ist ein Beobachtungssystem, welches ein Signal bestimmt, welches eine Repräsentation des Arterienpulses ist, was eine plethysmographische Welle genannt wird. Dieses Signal kann in Blutdruckkalkulationen, Blutgassättigungsmessungen, etc. gebraucht werden. Ein spezielles Beispiel für so einen Gebrauch liegt in der Pulsoximetrie, welche die Sättigung von Sauerstoff in dem Blut bestimmt. In dieser Konfiguration ist der gewünschte Teil des Signals der Beitrag des Arterienblutes zur Abschwächung der Energie während sie durch den Teil des Körpers, wo Blut nahe an der Haut fließt, durchtritt. Das Pumpen des Herzens bewirkt eine Erhöhung und Senkung des Blutflusses in den Arterien auf eine periodische Art und Weise, welches eine periodische Abschwächung bewirkt, wobei die periodische Wellenform die plethysmographische Wellenform Repräsentation des Pulses ist.
Ein physiologischer Beobachter der besonders an die Pulsoximetrie- Sauerstoff-Sättigungsmessung angepaßt ist weist zwei Licht aussendende Dioden (LEDs), welche Licht mit verschiedenen Wellenlängen aussendet, um ein erstes und zweites Signal zu produzieren. Ein Detektor registriert die Abschwächung der zwei verschiedenen Energiesignale nachdem jedes durch das absorbierende Medium, z. B. ein Glied wie ein Finger oder ein Ohrläppchen, getreten ist. Die abgeschwächten Signale weisen generell einen gewünschten und unerwünschten Signalteil auf. Ein statisches Filtersystem, wie z. B. ein Bandpaßfilter entfernt ein Teil eines unerwünschten Signals, welches statisch, oder konstant, oder außerhalb einer Bandbreite von Interesse ist und hinterläßt ein erratisches oder zufälliges unerwünschtes Signalteil, das oft durch Bewegung bewirkt wird und oft schwierig ist zu entfernen, zusammen mit dem gewünschten Signalteil.
Als nächstes entfernt eine Verarbeiter der vorliegenden Erfindung die gewünschten Signalteile der gemessenen Signale und erzeugt ein Rauschreferenzsignal, welches eine Kombination der verbleibenden unerwünschten Signalteile ist. Das Rauschreferenzsignal ist mit beiden der unerwünschten Signalteile korreliert. Das Rauschreferenzsignal und mindestens eins der gemessenen Signale werden in einen adaptiven Rauschlöscher eingegeben, der die zufälligen oder erratischen Teile des unerwünschten Signals entfernt. Dies erzeugt eine gute Näherung an das gewünschte plethysmographische Signal, wie es mit einer der gemessenen Signalwellenlängen gemessen wurde. Wie dem Fachmann bekannt, können quantitative Messungen der Menge des Sauerstoff angereicherten Blutes in dem Körper aus dem plethysmographischen Signal durch eine Vielzahl von Verfahren bestimmt werden.
Ein Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Signalverarbeiter, welcher einen Detektor aufweist zum Empfang eines ersten Signals, welches sich entlang eines ersten Ausbreitungsweges ausbreitet und eines zweiten Signals, welches sich entlang eines zweiten Ausbreitungsweges ausbreitet, wobei sich ein Teil des ersten und zweiten Ausbreitungsweges in dem Ausbreitungsmedium befindet. Das erste Signal hat einen ersten gewünschten Signalteil und einen ersten unerwünschten Signalteil und das zweite Signal hat einen zweiten gewünschten Signalteil und einen zweiten unerwünschten Signalteil. Die ersten und zweiten unerwünschten Signalteile sind ein Ergebnis einer Störung des Ausbreitungsmediums. Dieser Aspekt der Erfindung weist zusätzlich einen Referenzprozessor, der einen Eingang zum Empfang des ersten und zweiten Signals hat, auf. Der Prozessor ist angepaßt zum Kombinieren des ersten und zweiten Signals um ein Referenzsignal zu erzeugen, welches eine primäre Komponente hat, die eine Funktion des ersten und zweiten unerwünschten Signalteils ist.
Der oben beschriebene Aspekt der vorliegenden Erfindung kann weiterhin einen adaptiven Signalverarbeiter zum Empfangen des Referenzsignals und des ersten Signals und zum daraus hergehend Ableiten eines Ausgangssignals, das eine primäre Komponente hat, welches eine Funktion des ersten gewünschten Signalteils des ersten Signals ist, aufweisen. Alternativ, könnte der oben beschriebene Aspekt der vorliegenden Erfindung weiterhin einen adaptiven Signalverarbeiter aufweisen, zum Empfangen des Referenzsignals und des zweiten Signals und darauf basierenden Herleiten eines Ausgangssignals, das eine primäre Komponente hat, welches eine Funktion des zweiten gewünschten Signalteils des zweiten Signals ist. Der adaptive Signalverarbeiter kann einen adaptiven Rauschlöscher aufweisen. Der adaptive Rauschlöscher kann einen kombinierten Prozeßschätzer aufweisen, der einen kleinst Fehlerquadratgittervorhersager bzw Fehlerquadratgittervorhersager (engl. Least square lattice predictor) und einen Regressionsfilter hat.
Der Detektor, in dem oben beschriebenen Aspekt des Signalverarbeiters der vorliegenden Erfindung, kann weiterhin einen Sensor zum Abfühlen einer physiologischen Funktion aufweisen. Der Sensor kann eine lichtempfindliche Vorrichtung aufweisen. Zusätzlich kann die vorliegende Erfindung weiterhin einen Pulsoximeter zum Messen von Sauerstoffsättigung in einem lebenden Organismus aufweisen.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung zur Analyse von Blut, das aufweist: eine Energiequells, zum Lenken einer Vielzahl von vorbestimmten Wellenlängen von elektromagnetischer Energie auf eine Probe, einen Detektor zum Empfangen der Vielzahl von vorbestimmten Wellenlängen einer elektromagnetischen Energie von der Probe. Der Detektor produziert elektrische Signale, die der vorbestimmten Wellenlänge entsprechen, und zwar ansprechend auf die elektromagnetische Energie. Mindestens zwei der elektrischen Signale haben jeweils einen gewünschten Signalteil und einen unerwünschten Signalteil. Zusätzlich weist die Vorrichtung einen Referenzprozessor, der einen Eingang zum Empfangen der elektrischen Signale hat, auf. Der Prozessor ist so konfiguriert, daß er die beiden elektrischen Signale kombiniert, um ein Referenzsignal zu erzeugen, das ei ne primäre Komponente hat, welche abgeleitet ist von den unerwünschten Signalteilen.
Dieser Aspekt der vorliegenden Erfindung kann weiterhin einen adpativen Signalverarbeiter aufweisen zum Empfangen des Referenzsignals und eines der beiden elektrischen Signale und zum darauf basierenden Ableiten eines Ausgangssignals, das eine primäre Komponente hat, welche eine Funktion des gewünschten Signalteils des elektrischen Signals ist. Dies kann erreicht werden durch den Gebrauch eines adaptiven Rauschlöschers in dem adaptiven Signalverarbeiter, welcher einen kombinierten Prozeßschätzer einsetzt, der einen kleinste-Fehlerquadratgittervorhersager und einen Regressionsfilter hat.
Die vorliegende Erfindung beinhaltet außerdem ein Verfahren zur Bestimmung eines Rauschreferenzsignals aus einem ersten Signal, das einen ersten gewünschten Signalteil und einen ersten Rauschteil aufweist und aus einem zweiten Signal, das ein zweites gewünschtes Signalteil und einen zweiten Rauschteil aufweist. Das Verfahren weist die Schritte des Auswählens eines Signalkoeffizienten auf, welcher proportional zu dem Verhältnis von vorbestimmten Eigenschaften des ersten gewünschten Signalteils und vorbestimmten Eigenschaften des zweiten gewünschten Signalteils ist. Die erste und die zweiten Signalkoeffizienten werden in einen Signalmultiplizierer eingegeben, wobei das erste Signal mit dem Signalkoeffizienten multipliziert wird und dadurch ein erstes Zwischensignal erzeugt wird. Das zweite Signal und das erste Zwischensignal werden in einem Signalsubtrahierer eingegeben, wobei das erste Zwischensignal subtrahiert wird von dem zweiten Signal. Dies erzeugt ein Rauschreferenzsignal, welches eine primäre Komponente hat, die abgeleitet ist von dem ersten und zweiten Rauschsignalteilen. Die ersten und zweiten Signale in diesem Verfahren können abgeleitet werden aus der Lichtenergie, die durch ein Absorptionsmedium gesendet wird.
Die vorliegende Erfindung weist weiterhin das Verfahren zum Entfernen eines Bewegungsartefaktsignals aus einem Signal, hergeleitet aus einer physiologischen Messung auf, wobei ein erstes Signal, das eine physiologische Messungskomponente und eine Bewegungsartefaktkomponente hat und ein zweites Signal, das eine physiologische Messungskomponente und eine Bewegungsartefaktkomponente hat, aufgenommen werden. Von dem ersten und zweiten Signalen wird ein Bewegungsartefaktrauschreferenzsignal hergeleitet, welches eine primäre Funktion der ersten und zweiten Signalbewegungsartefaktkomponenten ist. Dieses Verfahren zum Entfernen eines Bewegungsartefaktsignals von einem Signal hergeleitet von einer physiologischen Messung kann den Schritt zur Eingabe des Bewegungsartefaktrauschreferenzsignals in einen adaptiven Rauschlöscher aufweisen, um ein Ausgabesignal zu produzieren, welches eine primäre Funktion des ersten Signals der physiologischen Messungskomponente ist.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt eine ideale plethysmographische Wellenform.
Fig. 2 zeigt schematisch im Querschnitt die Struktur eines typischen Fingers.
Fig. 3 zeigt eine plethysmographische Wellenform welche eine bewegungsinduziertes, unerwünschtes erratisches Signalteil beinhaltet.
Fig. 4 zeigt ein schematisches Diagramm eines physiologischen Kontrollinstruments, das einen Prozessor der vorliegenden Erfindung sowie einen adaptiven Rauschlöscher beinhaltet.
Fig. 4a zeigt die Transferfunktion eines Mehrfachbandsperrfilters.
Fig. 5 zeigt ein Beispiel für einen adaptiven Rauschlöscher, der eingesetzt werden könnte in einem physiologischen Kontrollsystem, welches wiederum den Prozessor der vorliegenden Erfindung beinhaltet.
Fig. 6a zeigt ein schematisches Absorptionsmaterial das N-Bestandteile innerhalb eines absorbierenden Materials aufweist.
Fig. 6b zeigt ein weiteres schematisches Absorptionsmaterial, das N- Bestandteile innerhalb eines Absorptionsmaterials aufweist.
Fig. 7 ist ein schematisches Modell eines kombinierten Prozessschätzers, der einen kleinste-Fehlerquadrategittervorhersager und einen Regressionsfilter aufweist.
Fig. 8 ist ein Flußdiagramm, das eine Unterprozedur darstellt die in der Lage ist, den kombinierten Prozeßschätzer, wie in Fig. 7 dargestellt, zu implementieren.
Fig. 9 ist ein schematisches Modell eines kombinierten Prozessschätzers, der einen kleinste-Fehlerquadrategittervorhersager und zwei Regressionsfilter aufweist.
Fig. 10 ist ein Beispiel für ein physiologisches Kontrollinstrument, welches den Prozessor der vorliegenden Erfindung und einen adaptiven Rauschlöscher in einem Mikroprozessor beinhaltet. Dieses physiologische Kontrollinstrument ist spezifisch dafür konstruiert um plethysmographische Wellenformen zu messen und Pulsoximetriemessungen durchzuführen.
Fig. 11 ist ein Diagramm, in dem die sauerstoffangereicherten und sauerstoffarmen Absorptionskoeffizienten abhängig von der Wellenlänge aufgetragen sind.
Fig. 12 ist ein Diagramm, in dem das Verhältnis des Absorptionskoeffizienten von sauerstoffarmen Hämoglobin geteilt durch den Koeffizient des sauerstoffangereichertem Hämoglobin abhängig von der Wellenlänge aufgetragen ist.
Fig. 13 ist eine vergrößerte Ansicht eines Teils der Fig. 11, was durch einen Kreis mit dem Zeichen 13 angezeigt ist.
Fig. 14 zeigt ein Signal, das bei einer ersten roten Wellenlänge λa = λ rot1 = 650 nm gemessen wurde, für den Gebrauch in einem Prozessor der vorliegenden Erfindung und zwar unter Einsatz des ratiometrischen Verfahrens um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu bestimmen und für den Gebrauch in einem kombinierten bestimmen und für den Gebrauch in einem kombinierten Prozeßschätzers. Das gemessene Signal weist einen gewünschten Teil Yλa(t) und einen unerwünschten Teil nλa(t) auf.
Fig. 15 zeigt ein Signal, das bei einer zweiten roten Wellenlänge λb = λ rot2 = 685 nm gemessen wurde, für den Gebrauch in einem Prozessor der vorliegenden Erfindung und zwar unter Anwendung des ratiometrischen Verfahrens zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t). Das gemessene Signal weist einen gewünschten Teil Yλb(t) und einen unerwünschten Teil nλb(t) auf.
Fig. 16 zeigt ein Signal, das mit einer Infrarotwellenlänge λc = λ IR = 940 nm gemessen wurde, für den Gebrauch in einem kombinierten Prozeßschätzer. Das gemessene Signal weist einen gewünschten Teil Yλc(t) und einen unerwünschten Teil nλ c(t) auf.
Fig. 17 zeigt das Rauschreferenzsignal n'(t), welches durch den Prozessor der vorliegenden Erfindung durch Gebrauch des ratiometrischen Verfahrens bestimmt wurde.
Fig. 18 zeigt eine gute Näherung Y'λa(t) an den gewünschten Teil Yλ a(t) des Signals Sλa(t), gemessen bei λa = λrot1 = 650 nm und geschätzt mit einem Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch das ratiometrische Verfahren.
Fig. 19 zeigt eine gute Näherung Yλc(t) an den gewünschten Teil Yλc(t) des Signals Sλc(t), gemessen bei λc = λIR = 940 nm und geschätzt mit einem Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch das ratiometrische Verfahren.
Fig. 20 zeigt ein Signal, das gemessen wurde, bei einer roten Wellenlänge λa = λrot = 660 nm für den Gebrauch in einem Prozessor der vorliegenden Erfindung, welches das konstante Sättigungsverfahren einsetzt zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t) und für den Gebrauch in einem kombinierten Prozeßschätzer. Das gemessene Signal weist einen gewünschten Teil Yλa(t) und einen unerwünschten Teil nλa(t) auf.
Fig. 21 zeigt ein Signal, gemessen bei einer infraroten Wellenlänge λb= λIR = 940 nm für den Gebrauch in einem Prozessor der vorliegenden Erfindung, welcher das konstante Sättigungsverfahren einsetzt zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t) und für den Gebrauch in einem kombinierten Prozeßschätzer. Das gemessene Signal weist einen gewünschten Teil Yλb(t) und einen unerwünschten Teil nλb(t) auf.
Fig. 22 zeigt das Rauschreferenzsignal n'(t), welches durch den Prozessor der vorliegenden Erfindung durch Gebrauch des konstanten Sättigungsverfahrens bestimmt wurde.
Fig. 23 zeigt eine gute Näherung Yλa(t) an den gewünschten Teil Yλ a(t) des Signals Sλa(t), gemessen bei λa = λrot = 660 nm und γeschätzt mit einem Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch das konstante Sättigungsverfahren.
Fig. 24 zeigt eine gute Näherung Y-λb(t) an den gewünschten Teil Yλ b(t) des Signals Sλb(t), gemessen bei λb = λIR = 940 nm und geschätzt mit einem Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch das konstante Sättigungsverfahren.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Die vorliegende Erfindung ist ein Prozessor, welcher ein Rauschreferenzsignal n'(t) für den Gebrauch in einem adaptiven Rauschlöscher bestimmt. Ein adpativer Rauschlöscher schätzt eine gute Näherung Y'(t) an ein gewünschtes Signal Y(t) aus einem zusammengesetzten Signal S(t) = Y(t) + n(t), welches zusätzlich zu dem gewünschten Teil Y(t) einen unerwünschten Teil n(t) aufweist. Der unerwünschte Teil n(t) kann einen oder mehre konstante teile, vorhersehbare Teile, erratische Teile, zufällige Teile, etc. beinhalten. Die Näherung an das gewünschte Signal Y(t) wird hergeleitet durch Entfernen von so vielen wie möglich der unerwünschten Teile n(t) aus dem zusammengesetzten Signal S(t). Der konstante Teil und der vorhersehbare Teil können einfach entfernt werden und zwar durch traditionelle Filtertechniken wie z. B. einfache Subtraktion, Tiefbandfilter, Bandfilter, Hochpaßfilter. Der erratische Teil ist wegen der unvorhersehbaren Grundlage schwer zu entfernen. Wenn etwas über das erratische Signal, sei es statistisch, bekannt ist, so könnte es mittels traditioneller Filtertechniken aus dem gemessenen Signal entfernt werden. Oft ist es jedoch der Fall, daß keine Information über den erratischen Teil des Rauschens bekannt ist. In diesem Fall sind traditionelle Filtertechniken in der Regel nicht ausreichend. Oft sind keine Informationen über den erratischen Teil des gemessenen Signals bekannt. Deshalb wird in der vorliegenden Erfindung adaptives Rauschlöschen eingesetzt um den erratischen Teil zu entfernen.
Generell hat ein adaptiver Rauschlöscher zwei Signaleingänge und einen Ausgang. Einer der Eingänge ist das Rauschreferenzsignal n'(t), das korreliert ist, mit den erratischen, unerwünschten Signalteilen n(t), die in dem zusammengesetzten Signal S(t) enthalten sind. Der andere Eingang ist für das zusammengesetzte Signal S(t). Idealerweise entspricht die Ausgabe des adaptiven Rauschlöschers Y'(t) nur dem gewünschten Signalteil Y(t). Oft ist die schwierigste Aufgabe in der Anwendung von adaptiven Rauschlöschern die Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t), welches korreliert ist mit dem erratischen unerwünschten Teil n(t) des gemessenen Signals S(t), weil wie oben besprochen, vorhersehbare Signalteile normalerweise sehr schwer von dem gemessenen Signalen S(t) zu isolieren sind. In dem Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung wird ein Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt, und zwar aus zwei zusammengesetzten Signalen, die simultan oder fast simultan mit zwei verschiedenen Wellenlängen λa und λb gemessen werden. Der Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung kann vorteilhaft in einer Beobachtungsvorrichtung eingesetzt werden, welche gut geeignet sein würde, für physiologische Beobachtungen.
Ein Blockdiagramm eines typischen Kontrollinstruments, das einen Signalverarbeiter, oder Referenzprozessor, gemäß der vorliegenden Erfindung und einen adaptiven Rauschlöscher beinhaltet, wird in Fig. 4 gezeigt. Zwei gemessene Signale Sλa(t) und Sλb(t) werden durch einen Detektor 20 aufgenommen. Der Fachmann wird erkennen, daß für einige physiologische Messungen mehr als ein Detektor vorteilhaft sein kann. Jedes Signal wird aufbereitet durch einen Signalaufbereiter 22a und 22b. Das Aufbereiten beinhaltet, ist jedoch nicht darauf beschränkt, solche Prozeduren wie das Filtern des Signals um konstante Teile zu entfernen und Verstärkung der Signale für eine vereinfachte Manipulation. Die Signale werden dann in digitale Daten umgewandelt durch einen Analog-zu-Digital-Umwandler 24a und 24b. Das erste gemessene Signal Sλa(t) weist einen ersten gewünschten Signalteil, mit Yλ a(t) bezeichnet, und einen ersten unerwünschten Signalteil, mit nλa(t) bezeichnet, auf. Das zweite gemessene Signal Sλb(t) ist mindestens zum Teil korreliert mit dem ersten gemessenen Signal Sλa(t) und weist einen zweiten gewünschten Signalteil, bezeichnet durch Yλb(t), und einen zweiten unerwünschten Signalteil, bezeichnet mit nλb(t) auf. Typischerweise sind die ersten und zweiten unerwünschten Signalteile, nλa(t) und nλb(t), unkorreliert und/oder erratisch im Bezug auf die gewünschten Signalteile Yλa(t) und Yλ b(t). Die unerwünschten Signalteile nλa(t) und nλb(t) werden oft durch die Bewegung des Patienten bewirkt. Die Signale Sλa(t) und Sλb(t) werden in den Referenzprozessor 26 eingegeben. Der Referenzprozessor 26 multipliziert das zweite gemessene Signal Sλb(t) mit einem Faktor wund subtrahiert dann das zweite gemessene Signal Sλb(t) von dem ersten gemessen Signal Sλa(t). Der Faktor ω wird so gewählt, daß sich die gewünschten Signalteile Y λa(t) und Yλb(t) auslöschen, wenn die beiden Signale Sλa(t) und Sλb(t) subtrahiert werden. Somit ist die Ausgabe des Referenzprozessors 26 ein Rauschreferenzsignal n'(t) = nλa(t) - ωnλb(t), welches korreliert ist mit beiden der erratischen unerwünschten Signalteile nλa(t) und nλb(t). Das Rauschreferenzsignal n'(t) ist zusammen mit einem der gemessenen Signale Sλa(t) die Eingabegröße für einen adaptiven Rauschlöscher 27 welches das Rauschreferenzsignal n'(t) benutzt um den unerwünschten Signalteil nλa(t) oder nλb(t) von dem gemessenen Signal Sλa(t) zu entfernen. Es ist verständlich, daß Sλb(t) als Eingabe für den adaptiven Rauschlöscher 27 zusammen mit dem Rauschreferenzsignal n'(t) anstelle des Sλa(t) gebraucht hätte werden können. Die Ausgabe des adaptiven Rauschlöschers 27 ist eine gute Näherung Y'λa(t) an das gewünschte Signal Yλa(t). Die Näherung Y'λa(t) wird angezeigt in der Anzeige 28.
Der adaptive Rauschlöscher 30, von dem ein Beispiel in dem Blockdiagramm der Fig. 5 gezeigt wird, wird eingesetzt um den erratischen unerwünschten Signalteil nλa(t) und nλb(t) von dem gemessenen Signal Sλa(t) und Sλb(t) zu entfernen. Der adaptive Rauschlöscher 30 in Fig. 5 hat als eine Eingabe eine Probe des Rauschreferenzsignals n'(t) welches korreliert ist mit dem unerwünschten Signalteil nλa(t) und nλb(t). Das Rauschreferenzsignal n'(t) wird bestimmt aus den zwei gemessenen Signalen Sλa(t) und Sλb(t) durch den Prozessor 26 der vorliegenden Erfindung wie hier beschrieben. Eine zweite Eingabe in den adaptiven Rauschlöscher ist eine Probe von entweder dem ersten oder dem zweiten gemessenen Signal Sλa(t) = Yλa(t) + nλa(t) oder Sλb(t) = Yλb(t) + nλb(t).
Der adaptive Rauschlöscher 30 dient zum Entfernen von Frequenzen die von beiden, dem Rauschreferenzsignal n'(t) und dem gemessenen Signal Sλa(t) oder Sλb(t), belegt sind. Da das Rauschreferenzsignal n'(t) korreliert ist mit dem erratischen unerwünschten Signalteilen nλa(t) und nλb(t), ist das Rauschreferenzsignal n'(t) auch erratisch. Der adaptive Rauschlöscher verhält sich in einer Art und Weise, welche in Analogie gesehen werden kann zu einem dynamischen Mehrfachbandsperrfilter basierend auf der spektralen Verteilung des Rauschreferenzsignals n'(t).
Bezugnehmend auf die Fig. 4a ist die Transferfunktion eines Mehrfachbandsperrfilters gezeigt. Die Einkerbungen oder Vertiefungen in der Amplitude der Transferfunktion zeigen Frequenzen an welche gedämpft oder entfernt werden, wenn ein zusammengesetztes gemessenes Signal durch den Bandsperrfilter tritt. Die Ausgabe des Bandsperrfilters ist ein Zusammengesetztes Signale von dem die Frequenzen entfernt wurden bei denen eine Einkerbung vorhanden war. In Analogie zu einem adaptiven Rauschlöscher ändern sich die Frequenzen bei denen eine Einkerbung vorhanden ist kontinuierlich und zwar basierend auf die Eingaben zu dem adaptiven Rauschlöscher. Der adaptiven Rauschlöscher 30, wie in Fig. 5 gezeigt, produziert ein Ausgabesignal, bezeichnet durch Y'λa(t) oder Y'λb(t), welches zurückgeführt wird zu einem internen Prozessor 32 innerhalb des adaptiven Rauschlöschers 30. Der interne Prozessor 32 paßt seine eigene Transferfunktion automatisch gemäß einem vorbestimmten Algorithmus an, so daß die Ausgabe des internen Prozessors 32, bezeichnet durch b(t), annähernd das unerwünschte Signalteil nλa(t) oder nλb(t) wiedergibt. Die Ausgabe b(t) des internen Prozessors 32 wird subtrahiert von dem gemessenen Signal, Sλ a(t) oder Sλb(t), was ein Signal Y'λa(t) Sλa(t) + nλa(t) - bλa(t) oder Y'λb(t) Sλb(t) + nλb(t) - bλb(t) erzeugt. Der interne Prozessor optimiert Y'λa(t) oder Y'λb(t), so daß Y'λa(t) oder Y'λb(t) ungefähr gleich ist mit dem gewünschten Signal Yλa(t) bzw. Yλb(t).
Ein Algorithmus der gebraucht werden könnte für die Anpassung der Transferfunktion des internen Prozessors 32 ist ein Fehlerquadratalgorithmus, wie beschrieben in dem Kapitel 6 und 12 des Buches "Adaptive Signal Processing" von Bernard Widrow und Samuel Stearns, Prentice Hall Verlag, Copyright 1985. Das gesamte Buch, inklusive der Kapitel 6 und 12, ist hiermit als Referenz miteingeschlossen.
Die adaptiven Verarbeiter 30 wurden erfolgreich eingesetzt bei einer Anzahl von Problemen inklusive Seitenkeulenlöschen, Mustererkennung, generell der Eliminierung von periodischen Interferenzen, und der Eliminierung von Echos in Langdistanztelefonübertragungsleitungen. Dennoch, großer Einfallsreichtum wird oft benötigt um ein passendes Rauschreferenzsignal n'(t) für eine gegebene Anwendung zu finden, da die zufälligen oder erratischen Teile nλa(t) oder nλb(t) nicht einfach von dem gemessenen Signal Sλa(t) oder Sλb(t) separiert werden können. Wenn die tatsächlichen, unerwünschten Signalteile nλa(t) oder nλb(t) a priori zur Verfügung ständen, wären Techniken wie adaptives Rauschlöschen nicht nötig. Die einzigartige Bestimmung eines passenden Rauschreferenzsignals n'(t) aus den Messungen, aufgenommen durch ein Kontrollinstrument das einen Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung beinhaltet, ist ein Aspekt der vorliegenden Erfindung.

VERALLGEMEINERTE BESTIMMUNG EINES RAUSCHREFERENZSIGNALS

Eine Erklärung die beschreibt, wie das Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt werden kann, wird im folgenden gegeben. Ein erste Signal wird z. B. mit einer Wellenlänge λa gemessen und zwar durch einen Detektor welches ein Signal Sλa(t) erzeugt:
Sλa(t) = Yλa(t) + nλa(t); (1)
wobei Yλa(t) das gewünschte Signal und nλa(t) die Rauschkomponente ist.
Eine ähnliche Messung wird simultan oder fast simultan aufgenommen mit einer verschiedenen Wellenlänge λb was ergibt:
Sλb(t) = Yλb(t) + nλb(t); (2)
Es soll bemerkt werden, daß solange die Messungen Sλa(t) und Sλb(t) im wesentlichen simultan aufgenommen werden, die unerwünschten Signalteile,
nλa(t) und nλb(t) korreliert sein werden, da jede zufällige oder erratische bzw. unstetige Funktion jede Messung in fast genau der selben Art und Weise beeinflussen wird.
Um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu erhalten, werden die gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) transformiert um die gewünschten Signalteile zu eliminieren. Ein Weg dies zu tun ist das Finden einer Proportionalitätskonstante, ω&sub1;, zwischen den gewünschten Signalen Yλa(t) und Yλb(t) so daß:
Yλa(t) = ω&sub1; Yλb(t). (3)
Die Proportionalitätsbeziehung kann in vielen Messungen erfüllt werden, z. B. aber nicht darauf beschränkt, in Absorptionsmessungen und physiologischen Messungen. Außerdem kann in den meisten Messungen die Proportionalitätskonstante ω&sub1; bestimmt werden, so daß
nλa(t) = ω&sub1;nλb(t).
Multiplizieren der Gleichung (2) durch ω&sub1; und dann subtrahieren der Gleichung (2) von der Gleichung (1) resultiert in einer einzigen Gleichung, in der die gewünschten Signalterme Yλa(t) und Sλb(t) sich auslöschen, zurück bleibt:
n'(t) = Sλa(t) - ω&sub1;Sλb(t) = nλa(t) - ω&sub1;nλb(t);
ein von Null verschiedenes Signal welches korreliert ist mit jedem unerwünschten Signalteil nλa(t) und nλb(t) und als Rauschreferenzsignal n'(t)in einem adaptiven Rauschlöscher benutzt werden.

BEISPIEL FÜR DIE BESTIMMUNG EINES RAUSCHREFERENZSIGNALS IN EINEM ABSORBIERENDEN SYSTEM

Adaptives Rauschlöschen ist besonders nützlich in einer großen Anzahl von Messungen, die generell als Absorptionsmessungen beschrieben werden.
Ein Beispiel für ein Kontrollinstrument nach dem Absorptionstyp, das vorteilhaft den adaptiven Rauschlöscher einsetzen kann, der auf ein Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch einen Prozessor der vorliegenden Erfindung basiert, ist eines das die Konzentration von Energie absorbierenden Bestandteilen bestimmt, und zwar innerhalb eines absorbierenden Materials, wenn das Material Störungen ausgesetzt ist. Solche Störungen können durch Kräfte bewirkt werden, über die Information erwünscht ist, oder alternativ durch zufällige oder erratische Kräfte, wie z. B. mechanische Kräfte die auf das Material wirken. Zufällige oder erratische Interferenzen, wie z. B. Bewegung, erzeugt unerwünschte Rauschkomponenten in dem gemessen Signal.
Diese unerwünschten Komponenten können durch adaptive Rauschlöscher entfernt werden, wenn ein passendes Rauschreferenzsignal n'(t) bekannt ist. Ein schematisches mit N-Bestandteilen, absorbierendes Material, das einen Behälter 42 mit N-verschiedenen absorbierenden Bestandteilen, die mit A&sub1;, A&sub2;, A&sub3;, ... AN bezeichnet werden, aufweist, wird schematisch in Fig. 6a gezeigt. Die Bestandteile A&sub1; bis AN in der Fig. 6a sind in einer generell geordneten, geschichteten Art innerhalb des Behälters 42 arrangiert. Ein Beispiel für einen besonderen Typ von absorbierenden Systemen ist eines, in welchem Lichtenergie durch den Behälter 42 tritt und absorbiert wird gemäß dem verallgemeinerten Beer-Lambert Gesetz der Lichtabsorption. Für Licht der Wellenlänge λa kann diese Dämpfung angenähert werden durch:
Durch ein erstes Transformieren der Signale durch das Bilden des natürlichen Logarithmuses auf beiden Seiten und durch ein Umstellen der Terme wird das Signal so transformiert, daß die Signalkomponenten durch Addition im Gegensatz zur Multiplikation kombiniert sind, d. h.:
wobei Io die einfallende Lichtenergieintensität ist, I die übertragene Lichtenergieintensität, &epsi;i,λa ist der Absorptionskoeffizient der i-ten Bestandteile bei der Wellenlänge λa, Xi(t) die optische Weglänge der i-ten Schicht, d. h. die Dicke des Materials der i-ten Schicht durch welche die optische Energie tritt, und ci(t) ist die Konzentration der i-ten Bestandteile in dem Volumen, das der Dicke Xi(t) zugeordnet ist. Die Absorptionskoeffizient &epsi;&sub1; bis &epsi;n sind bekannte Werte welche konstant sind bei jeder Wellenlänge. Die meisten Konzentrationen ci(t) bis cn(t) sind typischerweise unbekannt, wie auch die meisten der optischen Weglängen Xi(t) der Schichten. Die gesamte optische Weglänge ist die Summe von jedem der individuellen optischen Weglängen Xi(t) der einzelnen Schichten.
Wenn das Material keinen Kräften ausgesetzt ist, welche eine Störung in der Dicke der Schichten bewirkt, so ist die optische Weglänge von jeder Schicht Xi(t), generell konstant. Dies resultiert in einer generellen konstanten Dämpfung der optischen Energie und somit einem generell konstanten Offset in dem gemessenen Signal. Typischerweise ist dieser Teil des Signals von geringem Interesse, da normalerweise ein Wissen über die Kräfte, welche das Material stören, erwünscht wird. Alle Signalteile außerhalb einer bekannten Bandbreite von Interesse, einschließlich des konstanten unerwünschten Signalteils, welches von der generell konstanten Absorption der Bestandteile, wenn keine Störung vorliegt, resultiert, sollte entfernt werden. Dies kann einfach erreicht werden durch traditionelle Bandpaßfilter-Techniken. Wenn das Material jedoch Kräften ausgesetzt ist, kann jeder der Schichten von Bestandteilen durch die Störung unterschiedlich beeinflußt werden als jede andere Schicht. Einige Störungen der optischen Weglänge jeder Schicht, Xi(t), kann in einer Abweichung in dem gemeinsamen Signal resultieren, welches gewünschte Informationen repräsentiert. Andere Störungen der optischen Weglänge jeder Schicht Xi(t) bewirkt unerwünschte Abweichungen welche gewünschte Informationen in dem gemessenen Signal überdeckt. Unerwünschte Signalkomponenten, die mit unerwünschten Abweichungen assoziiert sind, müssen ebenso entfernt werden um gewünschte Informationen von den gemessenen Signal zu erhalten.
Der adaptiven Rauschlöscher entfernt von dem zusammengesetzten Signal, was gemessen wurde nach der Übertragung durch oder der Reflektion von dem absorbierenden Material, die unerwünschten Signalkomponenten, die durch Kräfte bewirkt worden sind, welche das Material andersartig stören als die Kräfte, welche das Material stören um gewünschte Signalkomponenten zu erzeugen. Zur Anschauung wird angenommen, daß der Teil des gemessenen Signals, welches als das gewünschte Signal Yλa(t) erachtet wird, der Dämpfungsterm &epsi;&sub5;c&sub5;X&sub5;(t) ist, der mit einem Bestandteil von Interesse, A&sub5;, assoziiert ist, und daß die Schicht des Bestandteils A&sub5; von den Störungen anders beeinflußt ist als jede der Schichten der anderen Bestandteile A&sub1; bis A&sub4; und A&sub6; bis An. Ein Beispiel für solch eine Situation ist gegeben, wenn Schicht A&sub5; Kräften ausgesetzt ist, über die Information erwünscht wird und zusätzlich, das gesamte Material Kräften ausgesetzt ist, welche jede der Schichten beeinflussen. In diesem Fall, da die gesamte Kraft, die die Schicht der Bestandteile A5 beeinflußt, verschieden ist von den gesamten Kräften, die jede der anderen Schichten beeinflußt, und da Informationen über die Kräfte und resultierenden Störungen der Schicht der Bestandteile A&sub5; ge wünscht ist, bilden die Dämpfungsterme von den Bestandteilen A&sub1; bis A&sub4; und A&sub6; bis An das unerwünschte Signal nλa(t). Sogar, wenn die zusätzlichen Kräfte, die das gesamte Material beeinflussen, dieselbe Störung in jeder Schicht bewirken, inklusive der Schicht von A&sub5;, verursachen die gesamten Kräfte auf die Schicht der Bestandteile A&sub5; in ihr eine verschiedene gesamte Störung als in jeder der Schichten der Bestandteile A&sub1; bis A&sub4; und A&sub6; bis An.
Es ist oft der Fall, daß die Gesamtstörung, die die Schichten beeinflußt, welche assoziiert sind mit den unerwünschten Signalkomponenten, verursacht wird durch Zufall oder erratische Kräfte. Dies bewirkt, daß sich die Dicken der Schichten erratisch verändern und daß die optischen Weglängen jeder Schicht Xi(t) sich erratisch ändern, wodurch eine zufällige oder erratisch unerwünschte Signalkomponente nλa(t) produziert wird. Jedoch unabhängig davon ob oder nicht das unerwünschte Signalteil nλa(t) erratisch ist, kann die unerwünschte Signalkomponente nλa(t) entfernt werden über einen adaptiven Rauschlöscher der als eine Eingabegröße ein Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch einen Prozessor der vorliegenden Erfindung hat solange wie die Störung von Schichten, anderer als die der Bestandteile A&sub5; unterschiedlich ist als die Störung der Schicht der Bestandteile A&sub5;. Der adaptive Rauschlöscher erzeugt eine gute Näherung an das gewünschte Signal Y'λ a(t). Aus dieser Näherung kann die Konzentration des Bestandteils von Interesse, c&sub5;(t), oft bestimmt werden, weil in einigen physiologischen Messungen, die Dicke der gewünschten Signalkomponenten, X&sub5;(t) in diesem Beispiel bekannt ist oder bestimmt werden kann.
Der adaptive Rauschlöscher benutzt eine Probe des Rauschreferenzsignals n'(t), welches bestimmt ist von zwei im wesentlichen simultan gemessenen Signalen Sλa(t) und Sλb(t). Sλa(t) wird bestimmt wie oben in der Gleichung (7). Sλb(t) wird ähnlich bestimmt mit einer unterschiedlichen Wellenlänge λb. Um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu finden wird die abgeschwächte übertragene Energie mit den zwei verschiedenen Wellenlängen λa und λb ge messen und mittels einer logarithmischen Umwandlung transformiert. Die Signale Sλa(t) und Sλb(t) können dann (logarithmisch konvertiert) geschrieben werden als:
Eine weitere Transformation der Signale ist die Proportionalitätsbeziehung welche, ω&sub2; definiert und ähnlich ist zu der Gleichung (3), was eine Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t) erlaubt:
&epsi;5λa = ω&sub2;&epsi;5,λb; Webei (12)
nλa ≠ ω&sub2;nλb. (13)
Es ist oft der Fall, daß beide Gleichungen (12) und (13) gleichzeitig erfüllt werden können. Multiplizieren der Gleichung (11) durch ω&sub2; und Subtrahieren des Ergebnisses von Gleichung (9) ergibt ein von Null verschiedenes Rauschreferensignal was eine lineare Summe der unerwünschten Signalkomponenten ist:
n'(t) = Sλa(t) - ω&sub2;Sλb(t) = nλa(t) - ω&sub2;nλb (t). (14)
Eine Probe dieses Rauschreferenzsignals n'(t) und eine Probe von einem der gemessenen Signale Sλa(t) oder Sλb(t) werden eingegeben in einen adaptiven Rauschlöscher, von dem ein Modell in Fig. 5 gezeigt wird, und von dem ein bevorzugtes Modell hier herinnen unter der Überschrift "BEVORZUGTE ADAPTIVER RAUSCHLÖSCHER UNTER BENUTZUNG EINER KOMBINIERTEN PROZESSSCHÄTZERIMPLENTATION" besprochen wird. Der adaptive Rauschlöscher entfernt den unerwünschten Teil des gemessenen Signals nλa(t) oder nλb(t) was eine gute Näherung an den gewünschten Teil des Signals Y'λa(t) &epsi;&sub5;,λac&sub5;X&sub5;(t) oder Y'λb(t) &epsi;&sub5;,λbc&sub5;X&sub5;(t) erzeugt. Die Konzentration c&sub5;(t) kann dann bestimmt werden aus der Näherung des gewünschten Signals Y'λa(t) oder Y'λb(t) gemäß:
c&sub5;(t) Y'λa(t)/&epsi;5,λax&sub5;(t) Y'λb(t)/&epsi;5,λbx&sub5;(t). (17)
Wie vorher besprochen sind die Absorptionskoeffizienten konstant bei jeder Wellenlänge λa und λb und die Dicke der gewünschten Signalkomponente, X&sub5;(t) in diesem Beispiel ist oft bekannt oder kann als eine Funktion der Zeit bestimmt werden, was somit eine Berechnung der Konzentration c&sub5;(t) des Bestandteils A&sub5; ermöglicht.

BESTIMMUNG DER KONZENTRATION ODER SÄTTIGUNG IN EINEM VOLUMEN, DAS MEHR ALS EINEN BESTANDTEIL BEINHALTET

Bezugnehmend auf Fig. 6b ein anderes Material mit N-verschiedenen Bestandteilen und in Schichten arrangiert wird gezeigt. In diesem Material kön nen zwei Bestandteile A&sub5; und A&sub6; innerhalb einer Schicht gefunden werden und haben eine Dicke X&sub5;,&sub6;(t) = X&sub5;(t) + X&sub6;(t), die sich generell zufällig innerhalb der Schicht befinden. Dies ist in Analogie zu einer Kombination der Schichten der Bestandteile A&sub5; und A&sub6; der Fig. 6a. Eine Kombination der Schichten, wie z. B. Kombination der Schichten der Bestandteile A&sub5; und A&sub6; ist möglich, wenn die zwei Schichten den selben Gesamtkräften ausgesetzt sind, welche in der selben Störung der optischen Weglänge X&sub5;(t) und X&sub6;(t) der Schichten resultiert.
Oft ist es erwünscht, die Konzentration oder die Sättigung, d. h. eine prozentuale Konzentration, eines Bestandteils zu finden und zwar innerhalb einer gegebenen Dicke, welches mehr als einen Bestandteil beinhaltet und außergewöhnlichen Kräften ausgesetzt ist. Die Bestimmung der Konzentration oder der Sättigung eines Bestandteils innerhalb eines gegebenen Volumens kann durchgeführt werden mit irgendeiner Anzahl von Bestandteilen in einem Volumen, das den selben Gesamtkräften und damit der selben Störung ausgesetzt ist. Um die Sättigung eines Bestandteils in einem Volumen, das mehrere Bestandteile aufweist, zu bestimmen, sind so viele gemessene Signale wie Bestandteile, die einfallende Lichtenergie absorbieren, vorhanden sind, nötig. Es ist verständlich, daß Bestandteile die nicht Lichtenergie absorbieren keinen Einfluß haben auf die Bestimmung der Sättigung. Um die Konzentration zu bestimmen sind so viele Signale wie Bestandteile, welche einfallende Lichtenergie absorbieren, nötig, sowie eine Information über die Summe der Konzentrationen.
Es ist oft der Fall, daß eine Dicke in einer außergewöhnlichen Bewegung nur zwei Bestandteile beinhaltet. Z. B. kann es wünschenswert sein, die Konzentration oder Sättigung von A&sub5; innerhalb eines gegebenen Volumens das A&sub5; und A&sub6; beinhaltet zu kennen. In diesem Fall weist das gewünschte Signal Yλ a(t) und Yλb(t) Terme auf, die sich auf beide, A&sub5; und A&sub6; beziehen so daß eine Bestimmung der Konzentration oder Sättigung von A&sub5; oder A&sub6; in dem Volumen gemacht werden kann. Eine Bestimmung der Sättigung wird hiermit besprochen. Es ist verständlich daß die Konzentration von A&sub5; in dem Volumen, das beide A&sub5; und A&sub6; beinhaltet, auch bestimmt werden könnte, wenn bekannt ist, daß A&sub5; + A&sub6; = 1 ist, d. h. daß in dem Volumen keine Bestandteile sind die nicht die einfallende Lichtenergie bei der bestimmten gewählten Messungswellenlängen absorbieren. Die gemessenen Signale Sλa(t) und Sλ b(t) können (logarithmisch konvertiert) geschrieben werden:
Sλa(t) &epsi;5,λac&sub5;x5,6(t) + &epsi;6,λac&sub6;x5,6(t) + nλa(t) (18)
= Yλa(t) + nλa(t); (19)
Sλb(t) = &epsi;5,λbc&sub5;x5,6(t) + &epsi;6,λbc&sub6;x5,6(t) + nλb(t) (20)
= Yλb(t) + nλb(t) (21)
Jegliche Signalteile außerhalb einer bekannten Bandbreite von Interesse, einschließlich des konstanten unerwünschten Signalteils welches von der generell konstanten Absorption der Bestandteile wenn sie nicht gestört werden, resultiert, sollten entfernt werden um eine Näherung an das gewünschte Signal zu bestimmen. Dies wird einfach erreicht durch traditionelle Bandpaßfilter-Techniken. Wie in dem vorherigen Beispiel ist es oft der Fall, daß die Gesamtstörung, die die Schichten beeinflußt und mit den unerwünschten Signalkomponenten assoziiert ist, bewirkt ist durch zufällige oder erratische Kräfte, die die Dicke der einzelnen Schicht oder die optische Weglänge der einzelnen Schicht Xi(t) erratisch ändern läßt und eine zufällig oder erratische unerwünschte Signalkomponente nλa(t) produziert. Unabhängig davon, ob der unerwünschte Signalteil nλa(t) erratisch ist oder nicht, kann die unerwünschte Signalkompontente nλa(t) entfernt werden mittels eines adaptiven Rauschlöschers, was als eine Eingabe ein Rauschreferenzsignal n'(t), bestimmt durch einen Prozessor der vorliegenden Erfindung, hat, solange die Störung in den Schichten, die verschieden sind von der Schicht der Bestandteile A&sub5; und A&sub6;, verschieden ist als die Störung in der Schicht der Bestandteile A&sub5; und A&sub6;. Die erratischen, unerwünschten Signalkomponenten n λa(t) und nλb(t) können vorteilhaft von den Gleichungen (18) und (20), oder alternativ Gleichungen (19) und (21), entfernt werden durch einen adaptiven Rauschlöscher. Der adaptive Rauschlöscher benötigt wiederum eine Probe eines Rauschreferenzsignals n'(t).

BESTIMMUNG EINES RAUSCHREFERENZSIGNALS FÜR EINE SÄTTIGUNGSMESSUNG

Zwei Verfahren die bei einem Prozessor der vorliegenden Erfindung benutzt werden könnten um ein Rauschreferenzsignal n'(t) zu bestimmten ist ein ratiometrisches Verfahren und ein konstante Sättigungsverfahren. Das bevorzugte Ausführungsbeispiel eines physiologischen Kontrollinstruments, welches einen Prozessor der vorliegenden Erfindung beinhaltet, setzt das ratiometrische Verfahren ein, wobei die zwei Wellenlängen λa und λb, mit der die Signale Sλa(t) und Sλb(t) gemessen werden, spezifisch gewählt sind, so daß die Beziehung zwischen den Absorptionskoeffizienten &epsi;5,λa, &epsi;5,λb, &epsi;6,λa und &epsi;6,λb existiert, d. h.:
&epsi;5,λa/&epsi;6,λa = &epsi;5,λb/&epsi;6,λb (22)
Die gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) können faktorisiert und geschrieben werden als:
Sλa(t) = &epsi;6,λa[(&epsi;5,λa/&epsi;6,λa)c&sub5;x(t) + c&sub6;x(t)] + nλa(t) (23)
Sλb(t) = &epsi;6,λb[(&epsi;5,λb/&epsi;6,λb)c&sub5;x(t) + c&sub6;x(t)] + nλb(t). (24)
Die Wellenlängen λa und λb, die so gewählt sind, daß sie die Gleichung (22) erfüllen, bewirken, daß die Terme innerhalb der rechteckigen Klammern gleich sind, was wiederum bewirkt, daß die gewünschten Signalteile Y'λa(t) und Y'λb(t) linear abhängig sind. Dann ist eine Proportionalitätskonstante ω r&sub3;, welche bewirkt, daß die gewünschten Signalteile Y'λa(t) und Y'λb(t) gleich sind und es erlaubt ein von Null verschiedenes Rauschreferenzsignal n'(t) zu bestimmen:
&epsi;6,λa = ωr3&epsi;6,λb; wobei (25)
nλa ≠ ωr3nλb. (26)
Es ist oft der Fall, daß beide Gleichungen (25) und (26) simultan erfüllt werden können. Zusätzlich sind die Absorptionskoeffizienten der einzelnen Bestandteile konstant in Bezug auf die Wellenlänge, wobei die Proportionalitätskonstante ωr3 einfach bestimmt werden kann. Weiterhin sind die Absorptionskoeffizienten der anderen Bestandteile A&sub1; bis A&sub4; und A&sub7; bis AN generell nicht gleich mit den Absorptionskoeffizienten von A&sub5; und A&sub6;. Somit werden die unerwünschten Signalkomponenten nλa und nλb generell nicht linear abhängig gemacht durch die Beziehungen der Gleichungen (22) und (25).
Durch Multiplizieren der Gleichungen (24) mit ωλ&sub3; und Abziehen der resultierenden Gleichung von der Gleichung (23) wird ein von Null verschiedenes Rauschreferenzsignal bestimmt gemäß:
n'(t) = Sλa(t) - ωr3Sλb(t) = nλa(t) - ωr3nλb(t). (27)
Ein alternative Verfahren zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals aus den gemessenen Signalen Sλa(t) und Sλb(t) mittels Gebrauch eines Prozessors der vorliegenden Erfindung ist der konstante Sättigungsansatz. In diesem Ansatz wird angenommen, daß die Sättigung von A&sub5; in dem Volumen das A&sub5; und A&sub6; beinhaltet, relativ konstant bleibt, d. h.:
Sättigung (A&sub5;(t)) = c&sub5;(t)/[C&sub5;(t) + c&sub6;(t)] (28)
= {1 + [c&sub6;(t)/c&sub5;(t)/c&sub5;(t)]}&supmin;¹ (29)
ist im wesentlichen konstant im bezug auf vielen Proben der gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t). Die Annahme ist über viele Proben hinweg genau, da sich die Sättigung generell relativ langsam in einem physiologischen System verändert.
Die konstante Sättigungsannahme ist äquivalent mit der Annahme, daß:
C&sub5;(t)/c&sub6;(t) = konstant (30)
da der einzige andere Term in der Gleichung (29) konstant ist, nämlich die Zahl 1.
Unter Gebrauch dieser Annahme ist die Proportionalitätskonstante ωs3(t), welche die Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t) erlaubt:
= Yλa(t)/Yλb(t) (32)
Y'λa(t)/Y'λb(t) = konstant; wobei (35)
nλa(t) ≠ ωσ3(t)nλb(t). (36)
Es ist oft der Fall, daß beide Gleichungen (35) und (36) simultan erfüllt werden können, um die Proportionalitätskonstante ωs3(t) zu bestimmen. Außer dem sind die Absorptionskoeffizienten bei jeder Wellenlänge &epsi;5,λa, &epsi;6,λa, &epsi;5, λb und &epsi;6,λb konstant und die zentrale Annahme des konstanten Sättigungsverfahren ist die, daß c&sub5;(t)/c&sub6;(t) konstant über viele Probenperioden hinweg ist. Somit kann eine neue Proportionalitätskonstante ωs3(t) wiederholt nach ein paar Proben bestimmt werden, und zwar aus neuen Näherungen an das gewünschte Signal, wie sie von dem adaptiven Rauschlöscher ausgegeben werden. Somit können die Näherungen an die gewünschten Signale Y'λa(t) und Y'λb(t), die von dem adaptiven Rauschlöscher für ein im wesentlichen genau vorhergehenden Satz von Proben der gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) gefunden wurden, in dem Prozessor der vorliegenden Erfindung gebraucht werden, um die Proportionalitätskonstante, ωs3(t), zu berechnen, und zwar für den nächsten Satz von Proben des gemessenen Signals Sλa(t) und Sλb(t).
Multiplizieren der Gleichung (20) mit ω&sub3;(t) und Subtrahieren der resultierenden Gleichung von der Gleichung (18) erzeugt ein von Null verschiedenes Rauschreferenzsignal:
n'(t) = Sλa(t) - ωs3(t)Sλb(t) = nλα - ωs3(t)nλb(t). (37)
Es ist verständlich, daß Gleichung (21) multipliziert werden könnte mit ω&sub3;(t) und die resultierende Gleichung von der Gleichung (19) subtrahiert werden könnte, um das selbe Rauschreferenzsignal n'(t), wie in Gleichung (37) angegeben, zu erzeugen.
Während des Gebrauchs des konstanten Sättigungsverfahrens ist es nötig für den Patienten bewegungslos für einen kurzen Zeitraum zu verharren damit ein genauer anfänglicher Sättigungswert bestimmt werden kann durch bekannte andere Verfahren verschieden vom adaptiven Rauschlöschen, auf dem alle anderen Berechnungen basiert sein werden. Mit keinen erratischen, bewegungsinduzierten unerwünschten Signalteilen kann ein physiologisches Kontrollinstrument sehr schnell einen anfänglichen Wert für die Sättigung von A&sub5; in dem Volumen welches A&sub5; und A&sub6; beinhaltet, produzieren. Ein Beispiel für eine Sättigungsberechnung ist in dem Artikel "SPECTROPHOTOMETRIC DETERMINATION OF OXYGEN SATURATION OF BLOOD INDEPENDENT OF THE PRESENT INDOCYANINE GREEN" von G. A. Mook und anderen gegeben, wobei die Bestimmung von Sauerstoffsättigung in arteriellem Blut diskutiert wird. Ein anderer Artikel, in dem die Berechnung von Sauerstoffsättigung diskutiert wird, ist "PULSE OXIMETRY: PHYSICAL PRINCIPLES, TECHNICAL REALIZATION AND PRESENT LIMITATIONS" von Michael R. Neuman. Dann, mit Werten für Y'λ a(t) und Y'λb(t) bestimmt, kann ein adaptiver Rauschlöscher mit einem Rauschreferenzsignal n'(t), das durch das konstante Sättigungsverfahren bestimmt wurde, eingesetzt werden.

BEVORZUGTER ADAPTIVER RAUSCHLÖSCHER UNTER BENUTZUNG EINER KOMBINIERTEN PROZESSSCHÄTZERIMPLEMENTATION

Wenn ein Rauschreferenzsignal n'(t) durch den Prozessor der vorliegenden Erfindung bestimmt ist, und zwar unter Gebrauch von einen der oben beschriebenen ratiometrischen oder konstanten Sättigungsverfahren, kann der adaptive Rauschlöscher entweder in der Hardware oder der Software implementiert werden.
Die geringste-mittlere-Quadrate(GMQ)-Implementation (engl. Least mean squares (LMS) des internen Prozessors 32, wie oben beschrieben in Zusammenhang mit dem adaptiven Rauschlöscher der Fig. 5, ist relativ einfach zu implementieren, ihr fehlt jedoch eine für die meisten physiologischen Beobachtungsanwendungen der vorliegenden Erfindung wünschenswerte Adaptionsgeschwindigkeit. Somit wird ein schnellerer Ansatz für adaptives Rauschlöschen, als Fehlerquadratgitter kombiniertes Prozeßschätzermodell bezeichnet, angewendet. Ein kombinierter Prozeßschätzer 60 ist in einem Diagramm in der Fig. 7 gezeigt und wird im Detail in Kapitel 9 von "Adaptive Filter Theory" von Simon Haykin, veröffentlicht durch Prentice-Hall, Copyright 1986, beschrieben. Das gesamte Buch, , inklusive Kapitel 9, ist hiermit als Referenz mitbeinhaltet. Die Funktion des kombinierten Prozeßschätzers ist es, die unerwünschten Signalteile nλa(t) oder nλb(t) aus den gemessenen Signalen Sλa(t) oder Sλb(t) zu entfernen, was ein Signal Y'λa(t) oder Y'λb(t) ergibt, welches eine gute Näherung an das gewünschte Signal Yλa(t) oder Y λb(t) ist. Somit schätzt der kombinierte Prozeßschätzer die Werte des gewünschten Signals Yλa(t) und Yλb(t). Die Eingaben für den kombinierten Prozeßschätzer 60 ist das Rauschreferenzsignal n'(t) und das zusammengesetzte gemessene Signal Sλa(t) oder Sλb(t). Die Ausgabe ist eine gute Näherung an das Signal Sλa(t) oder Sλb(t) mit dem Rauschen entfernt, d. h. eine gute Näherung an Yλa(t) oder Yλb(t).
Der kombinierte Prozeßschätzer 60 benutzt, in Kombination, einen Fehlerquadratgittervorhersager 70 und einen Regressionsfilter 80. Das Rauschreferenzsignal n'(t) wird eingegeben in den Fehlerquadratgittervorhersager 70, während das gemessene Signal Sλa(t) oder Sλb(t) in den Regressionsfilter 80 eingegeben wird. Einfachheitshalber wird in der folgenden Beschreibung Sλa(t) das gemessene Signal sein, von dem der gewünschte Teil Yλa(t) geschätzt sein wird durch den kombinierten Prozeßschätzer 60. Jedoch soll bemerkt werden, daß Sλb(t) genauso gut in den Regressionsfilter 80 eingegeben werden kann und der gewünschte Teil Yλb(t) des Signals könnte genauso gut geschätzt werden.
Der kombinierte Prozeßschätzer 60 entfernt alle Frequenzen die in beiden, dem Rauschreferenzsignal n'(t) und dem gemessen Signal Sλa(t) gegenwärtig sind. Der unerwünschte Signalteil nλa(t) weist normalerweise Frequenzen auf, die nicht in Bezug stehen mit denen des gewünschten Signalteils Yλa(t). Es ist extrem unwahrscheinlich, daß der unerwünschte Signalteil nλa(t) genau denselben Spektralinhalt wie das gewünschte Signalteil Yλa(t) haben würde. In dem unwahrscheinliche-Fall, daß die Spektralinhalte von Sλa(t) und n'(t) ähnlich sind, wird dieser Ansatz kein exaktes Ergebnis erzeugen.
Funktionstechnisch vergleicht der kombinierte Prozeßschätzer 60 das Eingabesignal n'(t), welches korreliert ist mit dem unerwünschten Signalteilen nλ a(t), mit einem Eingabesignal Sλa(t) und entfernt alle Frequenzen die identisch sind. Somit fungiert der kombinierte Prozeßschätzer 60 als ein dynamischer Mehrfachbandsperrfilter um diese Frequenzen in der unerwünschten Signalkomponente nλa(t) zu entfernen während sie sich mit der Bewegung des Patienten erratisch verändern. Dies erzeugt ein Signal, das im wesentlichen dieselbe spektrale Komposition wie das gewünschte Signal Yλa (t) hat. Die Ausgabe des kombinierten Prozeßschätzers 60 hat im wesentlichen den selben Spektralinhalt und Amplitude wie das gewünschte Signal Yλa(t). Somit ist die Ausgabe Y'λa(t) des kombinierten Prozeßschätzers 60 eine sehr gute Näherung an das gewünschte Signal Yλ a(t).
Der kombinierte Prozeßschätzer 60 kann in Stufen aufgeteilt werden, wobei mit einer nullten Stufe angefangen wird und mit einer m-ten Stufe aufgehört wird, wie in Fig. 7 gezeigt. Jede Stufe, abgesehen von der nullten Stufe, ist identisch mit jeder anderen Stufe, Die nullte Stufe ist eine Eingabestufe für den kombinierten Prozeßschätzer 60. Die erste Stufe bis zu der m-ten Stufe arbeiten an den Signal, welches in der direkt vorhergehenden Stufe produziert wurde, d. h. die (m-1)-te Stufe, um so eine gute Näherung an das gewünschte Signal Yλa(t) zu produzieren als Ausgabe der m-ten Stufe.
Der Fehlerquadratgitterschätzer 70 weist Register 90 und 92, Summierungselemente 100 und 102, und Verzögerungselemente 110 auf. Die Register 90 und 92 beinhalten multiplikative Werte eines vorwärts gerichteten Reflektionskoeffizienten Γf,m(t) und einen rückwärtigen Reflektionskoeffizienten Γ b,m(t), welches das Rauschreferenzsignal n'(t) und Signale abgeleitet von dem Rauschreferenzsignal n'(t), multipliziert. Jede Stufe des Fehlerquadratgittervorhersager gibt einen vorwärts gerichteten Fehler fm(t) und einen rückwärtigen Fehler bm(t) aus. Der Indize m zeigt die Stufe an.
Für jeden Satz von Proben, d. h. eine Probe des Rauschreferenzsignals n'(t) im wesentlich simultan hergeleitet mit einer Probe des gemessenen Signals Sλa(t), wird die Probe des Rauschreferenzsignals n'(t) eingegeben in den Fehlerquadratgittervorhersager 70. Der nullte Stufe Vorhersehungsfehler f&sub0;(t) und der nullte Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub0;(t) werden gleich gesetzt mit dem Rauschreferenzsignal n'(t). Der rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub0;(t) wird verzögert um eine Probenperiode durch das Verzögerungselement 110 in der ersten Stufe des Fehlerquadratgittervorhersagers 70. Somit wird der unmittelbar vorherige Wert des Rauschreferenzsignals n'(t) gebraucht in den Berechnungen die das Verzögerungselement 110 der ersten Stufe beinhaltet. Der nullte Stufe vorwärts gerichtete Vorhersehungsfehler wird addiert zu dem negativen des verzögerten ersten Stufe rückwärtigen Vorhersehungsfehler b&sub0; (t-1) multipliziert mit dem vorwärts gerichteten Reflektionskoeffizientenwert Γf,1(t) Register 90 Wert, um einen ersten Stufe vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehler S&sub1;(t) zu produzieren. Zusätzlich wird der erste Stufe vorwärts gerichtete Vorhersehungsfehler S&sub1;(t) multipliziert durch den rückwärtigen Reflektionskoeffizientenwert Γb,1(t) Register 92 Wert und addiert zu dem verzögerten erste Stufe rückwärtigen Vorhersehungsfehler b&sub0;(t-1), um einen erste Stufe rückwärtig Vorhersehungsfehler b&sub1;(t) zu produzieren. In jeder darauf nachfolgenden Stufe, m, des Fehlerquadratgittervorhersagers 70 werden die vorherigen vorwärts gerichteten und rückwärtigen Vorhersehungsfehlerwerte, fm-1(t) und bm-1(t-1), wobei der rückwärtige Vorhersehungsfehler um eine Probenperiode verzögert wird, gebraucht, um Werte für die vorwärts gerichteten und rückwärtigen Vorhersehungsfehlern der vorliegenden Stufe, fm(t) und bm(t) zu erzeugen. Der rückwärtige Vorhersehungsfehler bm(t) wird weitergegeben zur nachfolgenden Stufe, m des Regressionsfilters 80. Dort wird er in ein Register 96 eingegeben, welches einen multiplikativen Regressionskoeffizientenwert κm,λa(t) beinhaltet. Z. B. wird in der nullten Stufe des Regressionsfilters 80 der nullte Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub0;(t) multipliziert mit dem nullten Stufe Regressionskoeffizienten κ0,λa(t) Register 96 Wert und subtrahiert von dem gemessenen Wert des Signals Sλa(t) durch ein Summierungselement 106 um ein erstes Stufe Schätzungsfehlersignal e1,λa(t) zu produzieren. Das erste Stufe Schätzungsfehlersignal e1,λa(t) ist eine erste Näherung an das gewünschte Signal. Das erste Stufe Schätzungsfehlersignal e1,λa(t) wird eingegeben in die erste Stufe des Regressionsfilters 80. Der erste Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub1;(t) multipliziert mit dem ersten Stufe Regressionskoeffizienten κ1,λa(t) Register 96 Wert, wird subtrahiert von dem ersten Stufe Schätzungsfehlersignal e1,λa(t), um den zweiten Stufe Schätzungssfehler e2,λa(t) zu produzieren. Das zweite Stufe Schätzungsfehlersignal e2,λa(t) ist eine zweite, auf bestimmter Art und Weise bessere Näherung, an das gewünschte Signal Yλa(t).
Dieselben Prozesse werden in dem Fehlerquadratgittervorhersager 70 und dem Regressionsfilter 80 für jede Stufe wiederholt, und zwar bis eine gute Näherung an das gewünschte Signal Yλa(t) = em,λa(t) bestimmt ist. Jedes der oben beschriebenen Signale, inklusive dem vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehler fm(t), dem rückwärtigen Vorhersehungsfehler bm(t), dem Schätzungsfehlersignal emλa(t), ist es nötig den vorwärts gerichteten Reflektionskoeffizienten Γf,m(t), den rückwärtigen Reflektionskoeffizienten Γ b,m(t), und den Regressionskoeffizienten xm,λa(t) Register 90, 92 und 96 Wert in jeder Stufe, m, zu berechnen. Zusätzlich zu dem vorwärts gerichteten Fehler fm(t), den rückwärtigen Vorhersehungsfehler bm(t), und den Schätzungsfehler em,λa(t) Signalen, sind einen Anzahl von mittelfristigen Variablen, nicht gezeigt in der Fig. 7 aber basierend auf den Werten, die in Fig. 7 beschriftet sind, benötigt, um den vorwärts gerichteten Reflektionskoeffizienten Γf,m(t), den rückwärtigen Reflektionskoeffizienten Γb,m(t) und die Regressionskoeffizienten κm,λa(t) Register 90, 92 und 96 Werte zu berechnen. Mittelfristige Variablen beinhaltet eine gewichtete Summe der vorwärtsgerichteten Vorhersehungsfehlerquadrate Fm(t), eine gewichtete Summe der rückwärtigen Vorhersehungsfehlerquadrate βm(t), einen Skalarenparamter Δ m(t), einen Umwandlungsfaktor γm(t) und einen weiteren Skalarenparamter ρ m,λa(t). Die gewichtete Summe der vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehler Fm(t) ist definiert als:
wobei λ ohne einen Wellenlängenidentifizierer, a oder b, ein konstanter multiplikativer Wert nicht in Bezug stehend zu einer Wellenlänge ist und typischerweise kleiner oder gleich 1 ist, d. h. λ ≤ 1. Die gewichtete Summe der rückwärtigen Vorhersehungsfehler βm(t) ist definiert als:
wobei, wiederum λ ohne einen Wellenlängenidentifizierer, a oder b, ein konstanter multiplikativer Wert nicht in Bezug stehend zu einer Wellenlänge ist und typischerweise kleiner oder gleich 1 ist, d. h. λ ≤ 1. Diese gewichteten Summen der mittelfristigen Fehlersignale können manipuliert werden, so daß leichter nach ihnen gelöst werden kann, wie beschrieben in Kapitel 9, § 9.3 und hierin später in Gleichung (53) und (54) definiert.

BESCHREIBUNG DES KOMBINIERTEN PROZESSSCHÄTZERS

Der Betrieb des kombinierten Prozeßschätzers 60 erfolgt wie im folgenden erörtert. Wenn der kombinierte Prozeßschätzer 60 angeschaltet wird, werden die anfänglichen Werte der mittelfristigen Variablen und Signale inklusive des Parameters Δm-1(t), der gewichteten Summe der vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehlersignale Fm-1(t), der gewichteten Summe der rückwärtigen Vorhersehungsfehlersignale βm-1(t), dem Parameter ρm,λa(t), und den nullte Stufe Schätzungsfehler e0,λa(t) initialisiert, einige auf 0 und einige auf eine kleine positive Zahl ρ:
Δm-1(0) = 0; (40)
Fm-1(0) = 0 (41)
βm-1(0) = 0 (42)
ρ0,λa(t) = 0 (43)
ρ0,λa(t) = Sλa(t) für T ≥ 0. (44)
Nach der Initialisierung werden gleichzeitige Proben des gemessenen Signals Sλa(t) und des Rauschreferenzsignals n'(t) eingegeben in den kombinierten Prozeßschätzer 60, wie in Fig. 7 gezeigt. Die vorwärts gerichteten und rückwärtigen Vorhersehungsfehlersignale f&sub0;(t) und b&sub0;(t) und die mittelfristigen Variabeln, inklusive der gewichteten Summen der vorwärts gerichteten und rückwärtigen Signalen F&sub0;(t) und b&sub0;(t) und der Umformungsfaktor γ &sub0;(t) für die nullte Stufe werden berechnet gemäß:
f&sub0;(t) = b&sub0;(t) = n'(t) (45)
F&sub0;(t) = β&sub0;(t) = λF&sub0;(t-1) + n'(t) (46)
γ&sub0;(t-1) = 1 (47)
wobei, wiederum λ ohne einen Wellenlängenidentifizierer, a oder b, ein konstanter multiplikativer Wert, nicht in Bezug stehend zu einer Wellenlänge, ist.
Der vorwärts gerichtete Reflektionskoeffezient Γf,m(t), rückwärtiger Reflektionskoeffizient Γb,m(t) und Regressionskoeffizient xm,λa(t) Register 90, 92 und 96 Werte in jeder Stufe während daraufhin gemäß der Ausgabe der vorhergehenden Stufe gesetzt. Die vorwärts gerichtete Reflektionskoeffezient Γ f,1(t), rückwärtige Reflektionskoeffezient Γb,1(t) und Regressionskoeffizient κ 1,λa(t) Register 90, 92 und 96 Werte in der ersten Stufe werden so gemäß Algorithmen, die Werte in der 0ten Stufe des kombinierten Prozeßschätzers 60 benutzen, gesetzt. In jeder Stufe m ≥ 1, werden mittelfristige Werte und Registerwerte, inklusive dem Parameter Δ,&submin;&sub1;(t); den vorwärts gerichteten Reflektionskoeffezient Γf,m(t) Register 90 Wert; dem rückwärtigen Reflektionskoeffizienten Γb,m(t) Register 92 Wert; den vorwärts gerichteten und rückwärtigen Fehlersignalen Fm(t) und Bm(t); der gewichteten Regressionskoeffizient κm,λa(t) Register 90, 92 und 96 Werte in jeder stufe während daraufhin gemäß der Ausgabe der vorhergehenden Stufe gesetzt. Der vor wärts gerichtete Reflektionskoeffizient Γf,1(t), rückwärtiger Reflektionskoeffizient Γbf(t) und Regressionskoeffizient κm,λa(t) Register 90, 92 und 96 Werte in jeder Stufe während daraufhin gemäß der Ausgabe der vorhergehenden Stufe gesetzt. Der gewichteten Summe der quadrierten vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehler Ff,m(t) wie manipuliert in §9.3 des Haykin Buches, die gewichteten Summe der quadrierten rückwärtigen Vorhersehungsfehler βb,m(t), wie manipuliert in § 9.3 des Haykin Buches; dem Umwandlungsfaktor γm(t); dem Parameter pm,λa(t); des Regressionskoeffizienten κ m,λa(t) Register 96 Wertes; und des Schätzungsfehler em + 1,λa(t) Wertes, gesetzt, gemäß:
Δm-1(t) = λΔm-1(t-1) + {bm-1(t-1)f*m-1(t)/Ym-1(t-1)} (48)
Γf,m(t) = -{Δm-1(t)/βm-1(t-1)} (49)
Γb,m(t) = -{Δ*m-1(t)/ m-1(t)} (50)
fm(t) = fm-1(t) + Γ*f,m(t)bm-1(t-1) (51)
bm(t) = bm-t(t-1) + Γ*b,m(t)fm-1(t) (52)
m(t) = m-1(t) - {Δm-1(t) ²/βm-1(t-1)} (53)
βm(t) - βm-1(t-1) - { Δm-1(t) ²/ m-1(t)} (54)
γm(t-1) γm-1(t-1) - { bm-1(t-1) ²/βm-1(t-1)} (55)
ρm,λa(t) = λρm,λa(t-1) + (bm(t)e*m,λa(t)/γm(t)} (56)
κm,λa(t) = {ρm,λa(t)/βm(t)} (57)
em+1,λa(t) = em,λa(t) - κ*m(t)bm(t) (58)
wobei ein (*) eine komplexe Konjungation anzeigt. Diese Gleichungen bewirken, daß die Fehlersignale fm(t), bm(t), em,λa(t) quadriert werden oder miteinander multipliziert werden, was im Endeffekt die Fehler quadriert und erzeugen neue mittelfristige Fehlerwerte, wie Δm-1(t). Die Fehlersignale und die mittelfristigen Fehlerwerte sind rekursiv miteinander verbunden, wie in den obigen Gleichungen (48 bis 58) gezeigt ist. Sie interagieren um die Fehlersignale in der nächsten Stufe zu minimieren.
Nachdem eine gute Näherung an das gewünschte Signal Y'λa(t) bestimmt worden ist durch den kombinierten Prozeßschätzer 60, wird ein nächster Satz von Proben, inklusive einer Probe des gemessenen Signals Sλa(t) und einer Probe des Rauschreferenzsignals n'(t), in den kombinierten Prozeßschätzer 60 eingegeben. Der Reinitialisierungsprozeß tritt nicht wiederholt auf, so daß die vorwärts gerichteten und rückwärtigen Reflektionskoeffizient Γf,m(t) und Γb,m(t) Register 90, 92 Werte und der Regressionskoeffizient κ m,λa(t) Register 96 Wert die multiplikativen Werte wiederspiegeln, die nötig sind, um den gewünschten Teil Yλa(t) der Probe des Sλa(t), welches vorher eingegeben wurde, zu bestimmen. Somit wird Information von vorherigen Proben gebraucht um den gewünschten Signalteil eines gegenwärtigen Satzes von Proben in jeder Stufe zu schätzen.

FLUSSDIAGRAMM DES KOMBINIERTEN PROZESSSCHÄTZERS

In einem Signalverarbeiter, wie zum Beispiel einem physiologischen Kontrollinstrument, welches einen Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung zur Bestimmung eines Rauschreferenzsignals n'(t) zur Eingabe für einen adaptiven Rauschlöscher beinhaltet, wird generell ein kombinierter Prozeßschätzer 60 Typ adaptiver Rauschlöscher mittels eines Softwareprogramms mit einer iterrativen Schleife implementiert. Eine Iterration der Schleife ist analog zu einer einfachen Stufe des kombinierten Prozeßschätzers wie in der Fig. 7 gezeigt. Somit ist eine Schleife, wenn sie m-mal iterriert wird, äquivalent mit einem m-stufigen kombinierten Prozeßschätzer 60.
Ein Flußdiagramm einer Unterroutine, um den gewünschten Signalteil Yλa(t) einer Probe eines gemessenen Signals, Sλa(t) zu schätzen, wird in Fig. 8 gezeigt. Das Flußdiagramm beschreibt wie die Tätigkeit eines Referenzprozessors zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals und der kombinierte Prozeßschätzer 60 in einer Software implementiert werden würde.
Eine nur einmalige Initialisierung wird durchgeführt, wenn das physiologische Kontrollinstrument eingeschaltet wird, was angezeigt wird durch einen "Initialisiereren-Rauschlöscher"-Kasten 120. Die Initialisierung setzt alle Register 90, 92 und 96 und Verzögerungselementvariabeln 110 auf diverse Werte, die oben in den Gleichungen (40 bis 44) beschrieben wurden.
Als nächstes wird ein Satz von gleichzeitigen Proben von gemessenen Signalen Sλa(t) und Sλb(t) in die Unterroutine, die in dem Flußdiagramm der Fig. 8 dargestellt ist, eingegeben. Dann erfolgt eine Zeitaktualisierung von jedem der Verzögerungselementprogrammvariabeln, was angezeigt wird durch den "ZEITLICHE AKTUALISIERUNG VON [Z&supmin;¹] ELMENTEN"-Kasten 130, wobei der Wert, der in jedem der Verzögerungselementvariabeln 110 gespeichert ist, auf den Wert der Eingabe der Verzögerungselementvariabel 110 gesetzt wird. Somit, wird der nullte Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub0;(t) gespeichert in der ersten Stufe Verzögerungselementvariabel, und der erste Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub1;(t) wird gespeichert in der zweiten Stufe Verzögerungselementvariable, usw.
Dann unter Gebrauch des Satzes von gemessenen Signalproben Sλa(t) und Sλb(t), wird das Rauschreferenzsignal gemäß dem ratiometrischen oder konstanten Sättigungsverfahren, wie oben beschrieben, berechnet. Dies wird angezeigt durch den "BERECHNUNG DER RAUSCHREFERENZ (n'(t)) FÜR ZWEI GEMESSENE SIGNALPROBEN"-Kasten 140. Das ratiometrische Verfahren wird generell bevorzugt da keine Annahmen über konstante Sättigungswerte gemacht werden müssen.
Ein nullte Stufe Aktualisierungsbefehl wird als nächstes ausgeführt, in einem "NULLTE STUFE AKTUALISIERUNG"-Kasten 150. Der nullte Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub0;(t), und der nullte Stufe vorwärts gerichtete Vorhersehungsfehler f&sub0;(t) werden gleichgesetzt mit dem Wert des Rauschreferenzsignals n'(t). Zusätzlich, wird die gewichtete Summe der vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehler Fm(t) und die gewichtete Summe der rückwärtigen Vorhersehungsfehler βm(t) gleichgesetzt mit dem Wert, der in der Gleichung (46) definiert ist.
Als nächstes wird ein Schleifenzähler, m, initialisiert, wie angezeigt in einem "m = 0"-Kasten 160. Ein Maximalwert von m, der die gesamte Anzahl von Stufen, die von der Unterroutine, korrespondierend zu dem Flußdiagramm der Fig. 8, gebracht werden sollen, wird außerdem definiert. Typischerweise wird die Schleife so konstruiert, daß das Iterrieren beendet wird, wenn ein Kriterium für die Konvergenz zu einer besten Näherung an das gewünschte Signal durch den kombinierten Prozeßschätzer 60 erfüllt wurde. Zusätzlicherweise kann eine maximale Anzahl von Schleifeniterrationen ausgewählt werden, bei der die Schleife aufhört zu iterrieren. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel des physiologischen Kontrollinstruments der vorliegenden Erfindung wird eine maximale Zahl von Iterrationen, m = 60 bis m = 80 vorteilhafterweise gewählt.
Innerhalb der Schleife werden die vorwärts gerichteten und rückwärtigen Reflektionskoeffizienten Γf,m(t) und Γb,m(t) Register 90 und 92 Werte in dem Fehlerquadratgitterfilter als erstes berechnet, wie angezeigt durch den "BEAUFTRAGE AKTUALISIERUNG DER M-TEN ZELLE DES FQG-GITTERS"-Kasten 170 in der Fig. 8. Dies benötigt die Kalkulation von mittelfristigen Variablen und Signalwerten bzw. Zwischenvariablen und Zwischensignalwerten, die gebraucht werden in der Bestimmung der Register 90, 92 und 96 Werte in der gegenwärtigen Stufe, der nächsten Stufe, und in dem Regressionsfilter 80.
Die Berechnung des Regressionsfilterregister 96 Wert κm,λa(t) wird als nächstes ausgeführt, was angezeigt ist durch den "AKTUALISIERUNG BE- AUFTRAGEN M-TE STUFE DES/DER REGRESSIONSFILTER(S)"-Kasten 180. Die zwei Aktualisierungs-Beauftragungs-Kästen 170 und 180 werden sequentiell m-mal ausgeführt bis m sein vorbestimmtes Maximum (in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel, m = 60 bis m = 80) erreicht hat, oder gegen eine Lösung konvergiert wurde, was angezeigt ist durch einen JA-Weg von einem "AUSGEFÜHRT"-Entscheidungskasten 190. In einer Computerunterroutine wird eine Konvergenz bestimmt durch die Kontrolle ob die gewichteten Summen der vorwärts gerichteten und rückwärtigen Vorhersehungsfehler Fm(t) βm(t) kleiner sind als eine kleine positive Zahl. Eine Ausgabe wird als nächstes berechnet, was angezeigt wird durch einen "AUSGABEBERECHNUNG"-Kasten 200. Die Ausgabe ist eine gute Näherung an das gewünschte Signal bestimmt durch einen Referenzprozessor- und kombinierter Prozeßschätzer 60 Unterroutine, entsprechend dem Flußdiagramm der Fig. 8. Es wird angezeigt (oder gebraucht für die Berechnung in einer anderen Unterroutine), was angezeigt ist durch einen "ZUR ANZEIGE"-Kastens 210.
Ein neuer Satz von Proben der zwei gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) wird eingegeben in den Prozessor und in die kombinierte Prozeßschätzer 60 adaptiver Rauschlöscher Unterroutine, welche dem Flußdiagramm der Fig. 8 entspricht und der Prozeß wird wiederum iterriert für diese Proben. Es sei jedoch bemerkt, daß der Initialisierungsprozeß nicht wiederum auftritt. Neue Sätze von gemessenen Signalproben Sλa(t) und Sλb(t) werden kontinuierlich eingegeben in den Referenzprozessor und in die kombinierte Prozeßschätzer 60 adaptiver Rauschlöscher Unterroutine. Die Ausgabe bildet eine Kette von Proben, welche repräsentativ für eine kontinuierliche Welle ist. Diese Wel lenform ist eine gute Näherung an die gewünschte Signalwellenform Y'λa(t) bei einer Wellenlänge λa.

BERECHNUNG DER SÄTTIGUNG AUS DER AUSGABE DES ADAPTIVEN RAUSCHLÖSCHERS

Physiologische Kontrollinstrumente benutzen typischerweise die Näherung der gewünschten Signale Y'λa(t) um eine andere Meßgröße zu berechnen, wie zum Beispiel die Sättigung von einem Bestandteil in einem Volumen, welches besagten Bestandteil und ein oder mehrere andere Bestandteile beinhaltet. Generell benötigen solche Berechnungen Informationen über das gewünschte Signal bei zwei Wellenlängen. In einigen Messungen, ist diese Wellenlänge λb(t), die Wellenlänge, die in der Berechnung des Rauschreferenzsignals n'(t) benutzt wird. Z. B. benötigt das konstante Sättigungsverfahren zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t) eine gute Näherung des gewünschten Signalteils Yλa(t) und Yλb(t) der beiden gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t). Dann wird die Sättigung bestimmt aus den Näherungen der beiden Signale, d. h. Y'λa(t) und Y'λb(t).
In anderen physiologischen Messungen, wird Information über ein Signal bei einer dritten Wellenlänge benötigt. So z. B. wird um die Sättigung mittels des ratiometrischen Verfahrens zu finden, die Signale Sλa(t) und Sλb(t) verwendet um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu finden. Aber wie vorher besprochen wurde, wurden λa und λb so gewählt, daß sie die Proportionalitätsbeziehung wie die der Gleichung (22), erfüllen. Diese Proportionalitätsbeziehung zwingt die beiden gewünschten Signalteile Y'λa(t) und Y'λb(t) linear abhängig zu sein. Generell können linear abhängige mathematische Gleichungen nicht nach Unbekannten gelöst werden. In Analogie kann gewünschte Information nicht aus zwei linear abhängigen Signalen abgeleitet werden. Somit ist zur Bestimmung der Sättigung mittels des ratiometrischen Verfahrens ein drittes Signal gleichzeitig mit einer Wellenlänge λc gemessen nötig. Die Wellenlänge λc wird gewählt, so daß der gewünschte Teil Yλc(t) des gemessenen Signals Sλc(t) nicht linear abhängig von den gewünschten Teilen Yλa(t) und Yλb(t) der gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) ist. Da alle Messungen im wesentlichen simultan genommen werden, ist das Rauschreferenzsignal n'(t) korreliert mit den unerwünschten Signalteilen nλa(t), n λb(t) und nλc(t) von jedem der gemessenen Signale Sλa(t), Sλb(t) und Sλc(t) und können gebraucht werden um Näherungen an die gewünschten Si gnalteile Yλa(t), Yλb(t) und Yλc(t) zu schätzen, und zwar für alle drei gemessenen Signale Sλa(t), Sλb(t) und Sλc(t). Unter Gebrauch des ratiometrischen Verfahrens ist eine Schätzung der gewünschten Signalteile Yλa(t) und Yλc(t) der zwei gemessenen Signale Sλa(t) und Sλc(t), richtig gewählt, normalerweise ausreichend zur Bestimmung der meisten physiologischen Daten.
Ein kombinierter Prozeßschätzer 60 mit zwei Regressionsfiltern 80a und 80b wird in Fig. 9 gezeigt. Ein erster Regressionsfilter 80a erhält ein gemessenes Signal Sλa(t). Ein zweiter Regressionsfilter 80b erhält ein gemessenes Signal Sλb(t) oder Sλc(t), was davon abhängt ob das konstante Sättigungsverfahren oder das ratiometrische Verfahren zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t) gebraucht wird. Die ersten und zweiten Regressionsfilter 80a und 80b sind unabhängig. Der rückwärtige Vorhersehungsfehler bm(t) wird eingegeben in jeden Regressionsfilter 80a und 80b, wobei die Eingabe für den zweiten Regressionsfilter 80b den ersten Regressionsfilter 80a umgeht.
Der zweite Regressionsfilter 80b weist Register 98 und Summierungselemente 108, welche ähnlich zu den in dem ersten Regressionsfilter 80a arrangiert sind, auf. Der zweite Regressionsfilter 80b operiert über eine zusätzliche mittelfristige Variable in Zusammenhang mit denen in Gleichungen (48) bis (58) definierten, d. h.:
ρm,λb(t) = λρm,λb(t-1) + {bm(t)e*m,λb(t)/γm(t)}; oder (59)
ρm,λc(t) = λρm,λc(t-1) + {bm(t)e*m,λc(t)/γm(t)}; und (60)
ρ0,λb(0) = 0; or (61)
ρ0,λc(0) = 0. (62.)
Der zweite Regressionsfilter 80b hat einen Fehlersignalwert, welcher ähnlich definiert ist wie die ersten Regressionsfilterfehlersignalwerte, em+1,λa(t), d. h.
em+1,λb(t) = em,λb(t) - κ*m,λb(t)bm(t); oder (63)
em+1,λc(t) = em,λc(t) - κ*m,λb(t)bm(t); und (64)
e0,λb(t) = Sλb(t) for t ≥ 0; or (65)
e0,λc(t) = Sλc(t) for t ≥ 0. (66)
Der zweite Regressionsfilter hat einen Regressionskoeffizienten κm,λb(t) Register 98 Wert, welcher ähnlich definiert ist wie die erste Regressionsfilterfehlersignalwerte, d. h.
κm,λb(t) = {ρm,λb(t)/βm(t)}; oder (67)
κm,λc(t) = {ρm,λc(t)/βm(t)}; (68)
Diese Werte werden gebraucht in Zusammenhang mit den mittelfristigen Variablenwerten, Signalwerten, Register und Registerwerten wie definiert in Gleichungen (40) bis (58). Diese Signale werden berechnet in einer Folge durch das Plazieren der zusätzlichen Signale genau neben einem ähnlichen Signal für die Wellenlänge λa. Für das ratiometrische Verfahren, wird Sλc(t). in den zweiten Regressionsfilter 80b eingegeben. Die Ausgabe des zweiten Regressionsfilters 80b ist dann eine gute Näherung an das gewünschte Signal Y'λc(t). Für das konstante Sättigungsverfahren wird Sλb(t) eingegeben in den zweiten Regressionsfilter 80b. Die Ausgabe ist dann eine gute Näherung an das gewünschte Signal Y'λb(t).
Die Zugabe des zweiten Regressionsfilters 80b ändert nicht im wesentlichen die Computerprogammunterroutine, welches repräsentiert ist durch das Flußdiagramm der Fig. 8. Anstelle eines Aktualisierungsbefehls der m-ten Stufe für einen Regressionsfilter, wird ein Aktualisierungsbefehl der m-ten Stufe für beide Regressionsfilter 80a, 80b ausgeführt. Dies wird angezeigt durch den "AKTUALISIERUNGSBEFEHL DER M-TEN STUFE DER/DES REGRESSIONSFILTER(S)"-Kasten 180 in der Fig. 8. Da die Regressionsfilter 80a und 80b unabhängig arbeiten, können unabhängige Berechnungen in dem Referenzprozessor und der kombinierten Prozeßschätzer 60 adaptiven Rauschlöscher Unterroutine, welche modellhaft dargestellt ist in dem Flußdiagramm der Fig. 8, ausgeführt werden.

BERECHNUNG DER SÄTTIGUNG

Wenn eine gute Näherung an das gewünschte Signal, Y'λa(t) und Y'λc(t) für das ratiometrische Verfahren und Y'λa(t) und Y'λb(t) für das konstante Sättigungsverfahren, bestimmt wurden, durch den kombinierten Prozeßschätzer 60, kann die Sättigung von A&sub5; in einem Volumen, das A&sub5; und A&sub6; z. B. beinhaltet, berechnet werden gemäß verschiedener bekannter Verfahren. Ma thematisch können die Näherungen an die gewünschten Signale geschrieben werden:
Y'λa(t) &epsi;5,λac&sub5;x5,6(t) + &epsi;6,λac&sub6;x5,6(t); und(6ß)
Y'tλc(t) &epsi;5,λcc&sub5;X5,6(t) + &epsi;6,λcc&sub6;x5,6(t). (70)
für das ratiometrische Verfahren unter Verwendung der Wellenlängen λa und λc. Für das konstante Sättigungsverfahren können die Näherungen an die gewünschten Signale in Termen von λa und λb geschrieben werden, wie:
Y'λa (t) &epsi;5,λac&sub5;x5,6(t) + &epsi;6,λac&sub6;x5,6(t); und (71)
Y'λb(t) &epsi;5,λbc&sub5;x5,6(t) + &epsi;6,λbc&sub6;x5,6(t). (72)
Dies ist äquivalent zu zwei Gleichungen mit drei Unbekannten, namentlich c&sub5;(t) und c&sub6;(t) und x5,6(t). In beiden, dem ratiometrischen und dem konstanten Sättigungsfall, kann die Sättigung bestimmt werden durch ein Ermitteln von Näherungen an die gewünschten Signalteile an zwei verschiedenen, jedoch nahen, Zeiten t&sub1; und t&sub2; zwischen denen die Sättigung von A&sub5; in dem Volumen, welches A&sub5; und A&sub6; beinhaltet, sich nicht im wesentlichen ändert. Z. B. für die gewünschten Signale, geschätzt mittels dem ratiometrischen Verfahren, bei Zeiten t&sub1; und t&sub2;:
Y'λa(t&sub1;) &epsi;5,λac&sub5;x5,6(t&sub1;) + &epsi;6,λac&sub6;x5,6(t&sub1;) (73)
Y'λc(t&sub1;) &epsi;5,λcc&sub5;x5,6(t&sub1;) + &epsi;6,λcc&sub6;x5,6(t&sub1;) (74)
Y'λa(t&sub2;) &epsi;5,λac&sub5;x5,6(t&sub2;) + &epsi;6,λac&sub6;x5,6(t&sub2;) (75)
Y'λc(t&sub2;) &epsi;5,λcc&sub5;x5,6(t&sub2;) + &epsi;6,λcc&sub5;x5,6(t&sub2;) (76)
Dann könnten Differenzsignale bestimmt werden die die Signale der Gleichungen (73) bis (76) in Beziehung setzen, d. h.:
ΔYλa = Y'λa(t&sub1;) - Y'λa(t&sub2;) &epsi;5,λac&sub5;Δx + &epsi;6,λac&sub6;Δx; und (77)
ΔYλc = Y'λc(t&sub1;)- Y'λc(t&sub2;) &epsi;5,λcc&sub5;Δx + &epsi;6,λcc&sub6;Δx; (78)
wobei Δx = x5,6(t&sub1;) - x5,6(t&sub2;). Die durchschnittliche Sättigung zur Zeit t = (t&sub1; + t&sub2;)/2 ist:
Sättigung (t) = c&sub5;(t)/[c&sub5;(t) + c&sub6;(t)] (79)
Es ist verständlich daß der Δx Term aus der Sättigungsberechnung aufgrund der Division herausfällt. Somit ist ein Wissen über die Dicke der gewünschten Bestandteile nicht nötig, um die Sättigung zu berechnen.

PULSOXIMETRIEMESSUNGEN

Ein spezifisches Beispiel für ein physiologisches Kontrollinstrument der einen Prozessor der vorliegenden Erfindung einsetzt zur Bestimmung eines Rauschreferenzsignals n'(t) um dies in einen adaptiven Rauschlöscher, der ein erratisches bewegungsinduziertes, unerwünschtes Signalteil entfernt, ist ein Pulsoximeter. Ein Pulsoximeter typischerweise bewirkt, daß Energie sich durch ein Medium ausbreitet, in dem Blut nahe an der Oberfläche fließt, z. B. ein Ohrläppchen oder ein Glied wie ein Finger, oder eine Stirn. Ein abgeschwächtes Signal wird gemessen nach der Ausbreitung durch oder Reflektion von einem Medium. Das Pulsoximeter schätzt die Sättigung des Sauerstoff angereicherten Blutes, was für den Gebrauch für den Körper bereitsteht.
Frisch mit Sauerstoff angereichertes Blut wird durch das Herz unter hohem Druck durch die Arterien, für den Gebrauch in dem Körper, gepumpt. Das Volumen des Blutes in den Arterien variiert mit dem Herzschlag, was zu einer Variation in der Absorption von Energie mit der Rate des Herzschlages, oder dem Puls führt.
Sauerstoffarmes Blut kehrt durch die Venen zu dem Herzen zurück zusammen mit ungebrauchtem sauerstoffreichen Blut. Das Volumen des Blutes in den Venen variiert mit der Atmungsrate, welche typischerweise viel langsamer ist als die Herzschlagrate. Somit wenn keine durch die Bewegung induzierte Variation in der Dicke der Venen vorhanden ist, bewirkt venöses Blut eine niederfrequente Variation in der Absorption der Energie. Wenn durch Bewegung induzierte Variationen in der Dicke der Venen vorhanden ist, dann ist die niederfrequente Variation in der Absorption gekoppelt mit der erratischen Variation in der Absorption aufgrund der Bewegungsartefakte.
In Absorptionsmessungen unter Gebrauch von Übertragung von Energie durch ein Medium werden zwei Lichtaussendedioden (LED) auf einer Seite eines Teils des Körpers, wo Blut nahe an der Oberfläche fließt, wie z. B. einem Finger positioniert und ein Fotodetektor wird auf der anderen Seite des Fingers positioniert. Typischerweise in Pulsoximetriemessungen sendet eine LED eine sichtbare Wellenlänge, vorzugsweise rot, und eine andere LED sendet eine infrarote Wellenlänge. Ein Fachmann wird jedoch erkennen, daß andere Kombinationen von Wellenlängen gebraucht werden könnten.
Der Finger weist Haut, Gewebe, Knochen und beides, arterielles Blut und Venöses Blut, Fett usw. auf, wobei jedes von diesen Lichtenergie verschiedenartig absorbiert aufgrund der verschiedenen Absorptionskoeffizienten, verschiedener Konzentrationen und verschiedenen Dicken. Wenn der Patient sich nicht bewegt ist die Absorption im wesentlichen konstant abgesehen von dem Fluß des Blutes. Diese konstante Abschwächung kann bestimmt werden und von dem Signal über traditionelle Filtertechniken subtrahiert werden. Wenn der Patient sich bewegt wird die Absorption erratisch. Erratische bewegungsinduziertes Rauschen kann typischerweise nicht vorher bestimmt und von dem gemessenen Signal mittels traditioneller Filtertechniken subtrahiert werden. Somit wird die Bestimmung der Sättigung von Sauerstoff reichem arteriellem Blut schwieriger.
Ein Schema eines physiologischen Kontrollinstrumenten zur Pulsoximetrie wird in Fig. 10 gezeigt. Zwei LEDs 300 und 302, wobei eine LED 300 sendet rote Wellenlänge und eine andere LED 302 sendet Infrarote Wellenlängen aus, werden neben einem Finger 310 plaziert. Ein Fotodetektor 320 welcher ein elektrisches Signal produziert, welches wiederum den abgeschwächten sichtbaren und infraroten Lichtenergiesignalen entspricht, wird gegenüber den LEDs 300 und 302 plaziert. Der Fotodetektor 320 ist verbunden mit einem singulären Kanal eines bekannten Prozessorschaltkreises welcher einen Verstärker 330 beinhaltet, welcher wiederum an einen Bandpaßfilter 340 angeschlossen ist. Der Bandpaßfilter 340 gibt ein Signal in einen synchronisierten Demodulator 350 welcher eine Vielzahl von Ausgabekanälen hat. Ein Ausgabekanal ist für die Signale, die den sichtbaren Wellenlängen entsprechen und ein anderer Ausgabekanal ist für die Signale, die den infraroten Wellenlängen entsprechen.
Die Ausgabekanäle des synchronisierten Demodulators für Signale, welche beiden den sichtbaren und infraroten Wellenlängen entsprechen, sind jeweils verbunden mit separaten Wegen, wobei jeder Weg weitere Prozessorschaltungen aufweisen. Jeder Weg beinhaltet ein Gleichspannung-Offset-Entferner-Element 360 und 362, wie z. B. einen Differenatialverstärker, einen Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 370 und 372 und einen Tiefpaßfilter 380 und 382. Die Ausgabe eines jeden Tiefpaßfilters 380 und 382 wird verstärkt in einen zweiten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 390 und 392 und dann in einen Multiplexer 400 eingegeben.
Der Multiplexer 400 ist verbunden mit einem Analog-zu-Digital-Wandler 410, welcher wiederum verbunden ist mit einem Mikroprozessor 420. Steuerleitungen zwischen dem Mikroprozessor 420 und dem Multiplexer 400, zwischen dem Mikroprozessor 420 und dem Analog-zu-Digital-Wandler 410, und zwischen dem Mikroprozessor 420 und jedem der Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 370, 372, 390 und 392 sind gegeben. Der Mikroprozessor 420 hat zusätzliche Steuerleitungen, von der eine zu der Anzeige 430 führt und eine andere zu einem LED-Treiber 440 führt, der sich in einer Rückkopplungsschleife mit den beiden LEDs 300 und 302 befindet.
Die LEDs 300 und 302 senden jeweils Energie aus die von dem Finger 310 absorbiert wird und empfangen wird durch den Fotodetektor 320. Der Fotodetektor 320 produziert ein elektrisches Signal welches der Intensität der Lichtenergie die auf die Oberfläche des Fotodetektors 320 auftrifft entspricht. Der Verstärker 330 verstärkt dieses elektrische Signal zu einer vereinfachten Verarbeitung. Der Bandpaßfilter 340 entfernt dann ungewollte hohe und niedrige Frequenzen. Der synchronisierte Demodulator 350 separariert das elektrische Signal in elektrische Signale, welche den roten und infraroten Lichtenergiekomponenten entsprechen. Eine vorbestimmte Referenzspannung, Vref, wird subtrahiert durch die Gleichspannungs-Offset- Entferner-Elemente 360 und 362 von jedem der separierten Signale um im wesentlichen konstante Absorption zu entfernen, welcher einer Absorption entspricht, wenn keine bewegungsinduzierten unerwünschten Signalkomponente anwesend ist. Dann verstärkt die ersten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 370 und 372 jedes Signal für eine Vereinfachung der Manipulation. Die Tiefpassfilter 380 und 382 integrieren jedes Signal um ungewollte hochfrequente Komponenten zu entfernen und die zweiten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 390 und 392 verstärken jedes Signal zur weiteren Vereinfachung der Verarbeitung.
Der Multiplexer 400 fungiert als ein Analogschalter zwischen den elektrischen Signalen entsprechend der roten und der infraroten Lichtenergie, und erlaubt zunächst einem Signal, das dem roten Licht entspricht, in den Analog-zu-Digital-Wandler 410 zu gelangen und erlaubt dann einem Signal, entsprechend dem infraroten Licht in den Analog-zu-Digital-Wandler 410 zu gelangen. Dies eliminiert den Bedarf nach Mehrfach-Analog-zu-Digital- Wandlern 410. Der Analog-zu-Digital-Wandler 410 gibt die Daten in den Mikroprozessor 420 ein zur Berechnung eines Rauschreferenzsignals über die Prozeßtechniken der vorliegenden Erfindung und Entfernung von unerwünschten Signalteilen über einen adaptiven Rauschlöscher. Der Mikroprozessor 420 steuert zentral den Multiplexer 400, den Analog-zu-Digital- Wandler 410, und den ersten und zweiten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 370 und 390 für beide, den roten und den infraroten Kanal. Zusätzlich steuert der Mikroprozessor 420 die Intensität der LEDs 302 und 304 durch den LED-Treiber 440 in einer Servoschleife um die durchschnittliche Intensität, welche bei dem Fotodetektor 320 empfangen wird, innerhalb eines geeigneten Bereichs zu halten. Innerhalb des Mikroprozessors 420 wird ein Rauschreferenzsignal n'(t) berechnet mittels entweder dem konstanten Sättigungsverfahren oder dem ratiometrischen Verfahren, wie oben beschrieben, wobei das ratiometrische Verfahren generell bevorzugt wird. Dieses Signal wird gebraucht in einem adaptiven Rauschlöscher des kombinierten Prozeßschätzers Typ 60 wie oben beschrieben.
Der Multiplexer 400 multiplext zeitlich, oder schaltet sequentiell zwischen, den elektrischen Signalen entsprechend der roten oder infraroten Lichtenergie. Dies erlaubt es einen singulären Kanal zu gebrauchen zum Erfassen und zum Beginnen des Verarbeitens der elektrischen Signale. Z. B. wird die rote LED 300 zuerst unter Strom gesetzt und das abgeschwächte Signal wird bei dem Fotodetektor 320 gemessen. Ein elektrisches Signal, welches der Intensität der abgeschwächten roten Lichtenergie entspricht wird weitergegeben an die allgemeine Prozeßschaltung. Die infrarote LED 302 wird als nächstes unter Strom gesetzt und das abgeschwächte Signal wird von dem Fotodetektor 320 gemessen. Ein elektrisches Signal, welches der Intensität der abgeschwächten infraroten Lichtenergie entspricht wird weitergegeben an die allgemeine Prozeßschaltung. Dann, wird die rote LED 300 wiederum unter Strom gesetzt und das entsprechende elektrische Signal wird weitergegeben an die allgemeine Prozeßschaltung. Die sequentielle Unter-Stromsetzung der LED's 300 und 302 erfolgt kontinuierlich während des Betriebs des Pulsoximeters.
Die Prozeßschaltung ist aufgeteilt in unterschiedliche Wege nach dem synchronisierten Demodulator 350 um Zeitbeschränkungen, erzeugt durch das zeitliche Multiplexen, abzuschwächen. Im bevorzugten Ausführungsbeispiel des Pulsoximeters, wie gezeigt in Fig. 10, eine Abtastrate oder LED-Unter- Stromsetzungsrate von 1000 Hz ist vorteilhaft eingesetzt. Somit erreichen elektrische Signale den synchronisierten Demodulator 350 mit einer Rate von 1000 Hz. Ein zeitliches Multiplexen wird nicht gebraucht anstelle der separaten Wege aufgrund von Setzungszeiteinschränkungen der Tiefpaßfilter 380, 382 und 384.
In Fig. 10 wird eine dritte LED 304 neben dem Finger gezeigt, und zwar in der Nähe der LED 300 und 302. Die dritte LED 304 wird gebraucht, um ein drittes Signal Sλc(t) zu messen, welches dazu benutzt wird die Sättigung mittels des ratiometrischen Verfahrens zu bestimmen. Die dritte LED 304 ist zeitlich multiplext mit der roten und der infraroten LED 300 und 302. Somit wird ein drittes Signal in die allgemeine Prozeßschaltung eingegeben, und zwar sequentiell mit den Signalen von der roten und infraroten LED 300 und 302. Nach dem Durchlaufen und nach der Verarbeitung durch den operativen Verstärker 330, den Bandpaßfilter 340 und den synchronisierten Demodulator 350, wird das dritte elektrische Signal, was der Lichtenergie mit der Wellenlänge λc entspricht, in einen separaten Leitungsweg eingegeben, der folgendes beinhaltet: ein Gleichspannungs-Offset-Entferner-Element 364, einen ersten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 374, einen Tiefpaßfilter 384 und einen zweiten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 394. Das dritte Signal wird dann in den Multiplexer 400 eingegeben. Die gepunktete Leitungsverbindung für die dritte LED 304 zeigt an, daß die dritte LED 304 in den Pulsoximeter integriert ist wenn das ratiometrische Verfahren gebraucht wird; sie ist unnötig für das konstante Sättigungsverfahren. Wenn die dritte LED 304 gebraucht wird, fungiert der Multiplexer 400 als ein Analogschalter zwischen allen drei LED 300, 302 und 304 Signalen. Wenn die dritte LED 304 eingesetzt wird, werden außerdem Rückkoplungsschleifen zwischen dem Mikroprozessor 420 und dem ersten und zweiten Verstärker mit programmierbarer Verstärkung 374 und 394 in dem λc Wellenlängen-Leitungsweg gebildet.
Für Pulsoximetriemessungen mittels des ratiometrischen Verfahrens sind die Signale (logarithmisch konvertiert) die durch den Finger 310 mit der jeweiligen Wellenlänge λa, λb und λc übertragen werden:
In den Gleichungen (81) bis (83) ist xa(t) die englisch Gesamtdicke des arteriellen Blutes in dem Finger; xv(t) ist die Gesamtdicke des venösen Blutes in dem Finger; &epsi;Hb02,λa, &epsi;Hb02,λb, &epsi;Hb02,λc &epsi;Hb,λa, &epsi;Hb,λb, und &epsi;Hb,λc, sind die Absorptionskoeffizienten des Sauerstoff reichen und nicht Sauerstoff reichen Hämoglobins bei jeder gemessenen Wellenlänge; und cHb02(t) und cHb(t) mit dem Hochindex A und V sind die Konzentrationen des Sauerstoff reichen und nicht Sauerstoff reichen arteriellen Blutes bzw. venösen Blutes.
Für das ratiometrische Verfahren sind die gewählten Wellenlängen typischerweise zwei in dem sichtbaren roten Bereich, d. h. λa und λb, und eine in dem infraroten Bereich, d. h. λc. Wie oben beschrieben sind die Messungswellenlängen λa und λb so vorteilhaft gewählt, daß sie die Proportionalitätsbeziehung, welche das gewünschte Signalteil Yλa(t) und Yλb(t) entfernen, was das Rauschreferenzsignal n'(t) erzeugt, erfüllen. In dem bevor zugten Ausführungsbeispiel wird das ratiometrische Verfahren benutzt um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu bestimmen, und zwar durch Auswählen von zwei Wellenlängen die bewirken, daß die gewünschten Teile Yλa(t) und Yλb(t) der gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) linear abhängig werden, ähnlich zur Gleichung (22); d. h. Wellenlänge λa und λb welche erfüllen:
&epsi;Hb02,λa/&epsi;Hb,λa = &epsi;Hb02,λb/&epsi;Hb,λb (84)
Typische gewählte Wellenlängewerte sind λa = 650 nm und λb = 685 nm. Außerdem ist ein typischer Wellenlängenwert für λc = 940 nm. Durch das Bestimmen daß Wellenlängen λa und λb Gleichungen (84) erfüllen, wird bewirkt, daß der venöse Teil des gemessenen Signals auch linear abhängig wird obwohl es nicht ein Teil des gewünschten Signals ist. Somit wird der venöse Teil des Signals mit dem gewünschten Teil entfernt. Die Propotionalitätsbeziehung zwischen Gleichungen (81) und (82), welche die Bestimmung eines von null verschiedenen Rauschreferenzsignals n'(t) ermöglicht, ist ähnlich zur Gleichung (25):
ωr4 = &epsi;Hb,λa/&epsi;Hb,λb ; wobei (85)
nλa(t) ≠ ωr4nλb(t). (86)
In der Pulsoximetrie können typischerweise beide Gleichungen (85) und (86) simultan erfüllt werden.
Fig. 11 ist ein Graph der Absorptionskoeffizienten des Sauerstoff reichen und Sauerstoff armen Hämoglobins (&epsi;Hb02 und &epsi;Hb) aufgetragen in Abhängigkeit von der Wellenlänge (λ). Fig. 12 ist ein Graph des Verhältnisses von Absorptionskoeffizienten aufgetragen in Abhängigkeit von der Wellenlänge, d. h. &epsi;Hb/&epsi;Hb02 gegen λ über den Bereich der Wellenlänge innerhalb des Kreises 13 in der Fig. 11. Überall dort, wo eine horizontale Linie die Kurve der Fig. 12 zweimal berührt, wie es die Linie 400 tut, ist die Bedingung der Gleichung (84) erfüllt. Fig. 13 zeigt eine explosionsartige Ansicht des Gebiets der Fig. 11 innerhalb des Kreises 13. Die Werte von &epsi;Hb02 und &epsi;Hb bei den Wellenlängen wo eine horizontale Linie die Kurve der Fig. 12 zweimal berührt, kann dann von den Daten in der Fig. 13 bestimmt werden, um nach der Proportionalitätsbeziehung der Gleichung (85) zu lösen.
Ein spezieller Fall des ratiometrischen Verfahrens ist gegeben, wenn die Absorptionskoeffizienten &epsi;Hb02 und &epsi;Hb gleich sind bei einer Wellenlänge. Der Pfeil 410 in der Fig. 11 zeigt auf einen solchen Ort, der als isobestischer Punkt bezeichnet wird. Fig. 13 zeigt eine explosionsartige Sicht des isobestischen Punktes. Um isobestische Punkte mit dem ratiometrischen Verfahren zu verwenden, werden zwei Wellenlängen bei isobestischen Punkten bestimmt um die Gleichung (84) zu erfüllen.
Ein Multiplizieren der Gleichung (82) mit ωr4 und durch ein darauffolgendes Abziehen der Gleichung (82) von der Gleichung (81) wird ein von null verschiedenes Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt durch:
n'(t) = Sλa(t) - ωr4Sλb (t) = nλa(t) - ωr4nλb. (87)
Dieses Rauschreferenzsignal n'(t) hat einen spektralen Inhalt der dem erratischen, bewegungsinduzierten Rauschen entspricht. Wenn es eingegeben wird in einen adaptiven Rauschlöscher mit entweder dem Signal Sλa(t) und Sλc(t) oder Sλb(t) und Sλc(t) eingegeben in die zwei Regressionsfilter 80a, 80b wird der adaptive Rauschlöscher funktionieren ähnlich wie ein adaptiver Mehrfachbandsperrfilter und wird Frequenzkomponenten entfernen die in beiden, dem Rauschreferenzsignal n'(t) und den gemessenen Signalen Sλ a(t) und Sλc(t) oder Sλb(t) und Sλc(t), enthalten sind. Somit ist der adaptive Rauschlöscher in der Lage erratisches Rauschen in dem venösen Teil des gemessenen Signals Sλa(t), Sλb(t) und Sλc(t) zu entfernen, obwohl das venöse Teil der gemessenen Signale Sλa(t) und Sλb(t) nicht in das Rauschreferenzsignal n'(t) eingefügt wurde. Jedoch ist die niederfrequente Absorption, die bewirkt ist durch das venöse Blut welches sich durch die Venen bewegt, ist generell nicht eine der Frequenzen die in dem Rauschreferenzsignal n'(t) beinhaltet ist. Somit wird der adaptive Rauschlöscher generell nicht diesen Teil des unerwünschten Signals entfernen. Jedoch wird ein Bandpaßfilter, der auf die Näherungen des gewünschten Signals Y'λa(t) und Y'λc(t) oder Y' λb(t) und Y'λc(t) angewendet wird, kann diesen Teil des unerwünschten Signals, welcher dem niederfrequenten venösen Absorbtion entspricht, entfernen.
Zur Pulsoximetriemessungen mittels des konstanten Sättigungsverfahrens sind die Signale (logarithmisch konvertiert), welche durch den Finger 310 bei einer Wellenlänge λa und λb übertragen wurden:
Für das konstante Sättigungsverfahren ist eine der gewählten Wellenlängen typischerweise in dem sichtbaren roten Bereich, d. h. λa und eine in dem infraroten Bereich, d. h. λb. Typische gewählte Wellenlängewerte sind λ a = 660 nm und λb = 940 nm. Unter Gebrauch des konstanten Sättigungsverfahrens wird angenommen, daß CHb02(t)/CHb(t) = konstant ist. Die Sättigung von Sauerstoff reichen arteriellem Blut ändert sich langsam, wenn überhaupt, im Vergleich zu der Abtastrate, was dies zu einer richtigen Annahme macht. Der Proportionalitätsfaktor zwischen Gleichungen (88) und (89) kann geschrieben werden als:
Y'λa(t)/Y'λb(t); where (91)
nλa(t) ≠ ωs4(t)nλb(t). (92)
In der Pulsoximetrie ist es typischerweise der Fall daß beide Gleichungen (91) und (92) gleichzeitig erfüllt werden können.
Ein Multiplizieren der Gleichung (89) durch ωs4(t) und ein darauffolgendes Abziehen der Gleichung (89) von der Gleichung (88) bestimmt ein von null verschiedenes Rauschreferenzsignal n'(t) durch:
n'(t) = Sλa(t) - ωs4(t)Sλb(t) (93)
Die Annahme der konstanten Sättigung bewirkt nicht, daß der venöse Beitrag zur Absorption gelöscht wird zusammen mit den gewünschten Signalteilen Y λa(t) und Yλb(t), wie es die Beziehung der Gleichung (84), benutzt in dem ratiometrischen Verfahren es getan hat. Somit sind Frequenzen, die beiden zugeordnet sind, der niederfrequenten modulierten Absorption durch die venöse Absorption wenn der Patient ruhig ist und die erratisch modulierte Absorption durch die venöse Absorption wenn der Patient sich bewegt, in dem Rauschreferenzsignal n'(t) repräsentiert. Somit kann der adaptive Rauschlöscher beide, erratisch modulierte Absorptionen aufgrund des venösen Blutes in dem Finger während einer Bewegung und die konstante niederfrequente zyklische Absorption des venösen Blutes, entfernen.
Mittels einer der beiden Verfahren wird ein Rauschreferenzsignal n'(t) durch den Prozessor der vorliegenden Erfindung bestimmt zum Gebrauch in einem adaptiven Rauschlöscher, der durch die Software in dem Mikroprozessor definiert ist. Der bevorzugte adaptive Rauschlöscher ist ein kombinierter Prozeßschätzer 60, wie oben beschrieben.
Zur Darstellung der Arbeitsweise des ratiometrischen Verfahrens der vorliegenden Erfindung zeigen Fig. 14, 15 und 16 Signale, die gemessen worden sind für den Gebrauch in der Bestimmung der Sättigung des Sauerstoffreichen arteriellen Blutes mittels eines Referenzprozessors der vorliegenden Erfindung, welcher das ratiometrische Verfahren einsetzt, d. h. die Signale Sλa(t) = Sλrot1(t), Sλb(t) und Sλrot2(t) und Sλc(t) und SλIR(t). Ein erstes Segment 14a, 15a und 16a von jedem der Signale ist relativ ungestört durch Bewegungsartefakte, d. h. der Patient hat sich im wesentlichen während der Periode in denen diese Segmente gemessen wurden, bewegt. Diese Segmente 14a, 15a und 16a sind somit generell repräsentativ für die gewünschte plethysmographische Wellenform für jede der gemessenen Wellenlängen. Ein zweites Segment 14b, 15b und 16b von jedem der Signale wird beeinflußt durch Bewegungsartefakte, d. h. der Patient hat sich bewegt während der Zeitperiode in der diese Segmente gemessen wurden. Jedes dieser Segmente 14b, 15b und 16b zeigen starke bewegungsinduzierte Abweichungen in dem gemessenen Signal. Ein drittes Segment 14c, 15c und 16c von jedem der Signale ist wiederum relativ ungestört durch Bewegungsartefakte und ist somit generell repräsentativ für die gewünschte plethysmographische Wellenform für jede der gemessenen Wellenlängen.
Fig. 17 zeigt das Rauschreferenzsignal n'(t) = nλa - ωr4mλb(t) wie es von dem Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung unter Einsatz des ratiometrischen Verfahrens bestimmt wurde. Wie vorher besprochen ist das Rauschreferenzsignal n'(t) korreliert mit dem unerwünschten Signalteilen nλa, nλ b und nλc. Somit ist ein erstes Segment 17a des Rauschreferenzsignals n'(t) generell flach was der Tatsache entspricht daß relativ wenig bewegungsinduziertes Rauschen in den ersten Segmenten 14a, 15a und 16a der jeweiligen Signale vorhanden ist. Ein zweites Segment 17b des Rauschreferenzsignals n'(t) zeigt große Abweichungen was großen bewegungsinduzierten Abweichungen in jedem der gemessenen Signale entspricht. Ein drittes Segment 17c des Rauschreferenzsignals n'(t) ist generell flach was wiederum der Abwesenheit von Bewegungsartefakten in den dritten Segmenten 14a, 14b und 14c des jeweiligen gemessenen Signals entspricht.
Fig. 18 und 19 zeigen die Näherungen Y'λa(t) und Y'λc(t) an die gewünschten Signale Yλa(t) und Yλc(t) wie bestimmt durch den korrelierten Prozeßschätzer 60 unter Gebrauch eines Rauschreferenzsignals n'(t) bestimmt durch das ratiometrische Verfahren. Es ist zu bemerken, daß die Skalen der Fig. 14 bis 19 nicht dieselbe für jede der Figuren ist um besser Änderungen in jedem der Signale darzustellen. Fig. 18 und 19 illustrieren die Auswirkungen des korrelierten Prozeßschätzer-adaptiven Rauschlöschers unter Gebrauch des Rauschreferenzsignals n'(t), wie bestimmt durch den Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung unter Gebrauch des ratiometrischen Verfahrens. Segmente 18b und 19b sind nicht dominiert von bewegungsinduzierten Rauschen wie es die Segmente 14b, 15b und 16b der gemessenen Signale waren. Außerdem wurden die Segmente 18a, 19a, 18c und 19c nicht im wesentlichen verändert im Vergleich zu den gemessenen Signalsegmenten 14a, 15a, 16a, 14c, 15c und 16c in denen kein bewegungsinduziertes Rauschen vorhanden war.
Zur Darstellung der Arbeitsweise des konstanten Sättigungsverfahrens der vorliegenden Erfindung zeigen Fig. 20 und 21 Signale, die gemessen wurden, zur Eingabe in einen Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung welcher das konstante Sättigungsverfahren einsetzt, d. h. die Signale Sλa(t) = Sλrot(t) und Sλb(t) und SλIR(t). Ein erstes Segment 20a und 21a von jedem der Signale ist relativ ungestört durch Bewegungsartefakte, d. h. der Patient hat sich im wesentlichen nicht bewegt während des Zeitraums in dem diese Segmente gemessen wurden. Diese Segmente 20a und 21b sind deshalb generell repräsentativ für die gewünschte plethysmographische Wellenform für jede der gemessenen Wellenlängen. Ein zweites Segment 20b und 21b von jedem der Signale wird beeinflußt durch Bewegungsartefakte, d. h. der Patient hat sich bewegt während der Zeitperiode in der diese Segmente gemessen wurden. Jedes dieser Segmente 20b und 21b zeigt stark bewegungsinduzierte Abweichungen in dem gemessenen Signal. Ein drittes Segment 20c und 21c von jedem der Signale ist wiederum relativ ungestört durch Bewegungsartefakte und ist somit generell repräsentativ für die gewünschte plethysmographische Wellenform für jede der gemessenen Wellenlängen.
Fig. 22 zeigt das Rauschreferenzsignal n'(t) = nλa - ωs4mλb(t) wie es von dem Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung unter Einsatz des konstanten Sättigungsverfahrens bestimmt wurde. Wiederum ist das Rauschreferenzsignal n'(t) korreliert mit dem unerwünschten Signalteilen nλa und nλb. Somit ist ein erstes Segment 22a des Rauschreferenzsignals n'(t) generell flach was der Tatsache entspricht daß relativ wenig bewegungsinduziertes Rauschen in den ersten Segmenten 20a und 21a der jeweiligen Signale vorhanden ist. Ein zweites Segment 22b des Rauschreferenzsignals n'(t) zeigt starke Abweichungen was starken bewegungsinduzierten Abweichungen in jedem der gemessenen Signale entspricht. Ein drittes Segment 22c des Rauschreferenzsignals n'(t) ist generell flach was wiederum der Abwesenheit von Bewegungsartefakten in den dritten Segmenten 20b und 21c der jeweiligen gemessenen Signale entspricht.
Fig. 23 und 24 zeigen die Näherungen Y'λa(t) und Y'λb(t) an die gewünschten Signale Yλa(t) und Yλb(t) geschätzt durch den kombinierten Prozeßschätzer 60 unter Gebrauch eines Rauschreferenzsignals n'(t) bestimmt durch das konstante Sättigungsverfahren. Es ist zu bemerken, daß die Skalierung der Fig. 20 bis 24 nicht dieselbe für jede der Figuren ist um besser die Veränderung in jedem der Signale darzustellen. Fig. 23 und 24 illustrieren die Auswirkungen des kombinierten Prozeßschätzer-adaptiven Rauschlöschers unter Gebrauch des Rauschreferenzsignals n'(t), wie bestimmt durch den Referenzprozessor der vorliegenden Erfindung unter Gebrauch des konstanten Sättigungsverfahrens. Segmente 23b und 24b sind nicht dominiert von bewegungsinduzierten Rauschen wie es die Segmente 20b und 21b der gemessenen Signale waren. Außerdem wurden die Seg mente 23a, 24a und 23c und 24c nicht im wesentlichen verändert im Vergleich zu den gemessenen Signalsegmenten 20a, 21a, 20a und 21c in denen kein bewegungsinduziertes Rauschen vorhanden war.

VERFAHREN ZUR BESTIMMUNG GEWÜNSCHTER TEILE VON GEMESSENEN SIGNALEN IN EINEM PULSOXIMETER

Eine Kopie einer Unterroutine eines Computerprogrammes geschrieben in der Programmiersprache C, welches ein Rauschreferenzsignal n'(t) berechnet unter Verwendung des ratiometrischen Verfahrens und unter Gebrauch eines kombinierten Prozeßschätzers 60 die erwünschten Signalteile von zwei gemessenen Signalen, von denen jedes einen unerwünschten Teil der korreliert ist mit dem Rauschreferenzsignal n'(t) hat, und von denen eines nicht gebraucht wurde um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu berechnen, schätzt, ist im Anhang A beigefügt. So z. B. kann Sλa(t) = Sλrot1(t) = Sλ650nm(t) und Sλc(t) = SλIR(t) = Sλ940nm(t) in die Computerunterroutine eingegeben werden. Der Fachmann wird erkennen, daß Sλa(t) = Sλrot2(t) = Sλ685nm(t) und Sλc(t) = SλIR(t) = Sλ940nm(t) wird ebenso funktionieren, Diese Unterroutine ist ein Weg um die Schritte, die in dem Flußdiagramm der Fig. 8 illustriert sind, zu implementieren, und zwar für ein Kontrollinstrument das besonders für die Pulsoximetrie angepaßt ist.
Das Programm schätzt die gewünschten Signalteile der zwei Lichtenergiesignale, wobei eins vorzugsweise Licht in dem sichtbaren roten Bereich entspricht und das andere vorzugsweise Licht in dem infraroten Bereich entspricht, so daß eine Bestimmung der Menge von Sauerstoff, das dem Körper zur Verfügung steht, oder der Sättigung des Sauerstoffs in dem arteriellen Blut, durchgeführt werden kann. Die Berechnung der Sättigung wird in einer separaten Unterroutinen durchgeführt. Verschiedene Verfahren zur Berechnung der Sauerstoffsättigung sind dem Fachmann bekannt. Eine solche Berechnung wird beschrieben in den Artikeln von G. A. Mook und anderen und Michael R. Neuman wie oben zitiert. Wenn die Konzentration von Sauerstoff reichem Hämoglobin und Sauerstoff armen Hämoglobin bestimmt sind, wird der Wert für die Sättigung ähnlich zu Gleichungen (73) bis (80) bestimmt, wobei Messungen bei verschiedenen jedoch dicht beieinander liegenden Zeiten, t&sub1; und t&sub2; genommen werden, über die die Sättigung relativ konstant ist, genommen werden. Zur Pulsoximetrie wird die durchschnittliche Sättigung zum Zeitpunkt t = (t&sub1; + t&sub2;)/2 dann bestimmt durch:
Sättigung (t) = CHb02(t)/[CHb02(t) + CHb(t)]. (95)
Unter Gebrauch des ratiometrischen Verfahrens werden die drei Signale Sλ a(t), Sλb(t) und Sλc(t) in die Unterroutine eingegeben. Sλa(t) und Sλb(t) werden gebraucht um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu berechnen. Wie oben beschrieben werden die Wellenlängen des Lichtes mit denen Sλa(t) und Sλ b(t) gemessen werden so gewählt, daß sie die Beziehung der Gleichung (84) erfüllen. Sobald das Rauschreferenzsignal n'(t) bestimmt ist werden die gewünschten Signalteile Yλa(t) und Yλc(t) der gemessenen Signale Sλa(t) und Sλc(t) geschätzt für den Gebrauch in der Berechnung der Sauerstoffsättigung.
Die Entsprechung der Programmvariabeln zu den Variabeln wie sie in der Diskussion des kombinierten Prozeßschätzers definiert wurden, ist wie im folgenden:
Δm(t) = nc.Delta
Γf,m(t) = nc.fref
Γb,m(t) = nc.bref
fm(t) = nc.ferr
bm(t) = nc.berr
(t) = nc.Fswsqr
βm(t) = nc.Bswsqr
γm(t) = nc.Gamma
ρm,λa(t) = nC.Roh_a
ρmλc(t) = nc.Roh_c
em,λa(t) = nc.err_a
em,λc(t) = nc.err_c
κm,λa(t) = nC.K_c
κm,λc(t) = nC.K_c
Ein erster Teil des Programms führt die Initialisierung der Register 90, 92, 96 und 98 und der mittelfristigen Variabelwerten wie in der "INITIALISIEREN DES RAUSCHLÖSCHERS"-Kasten 120 und Gleichung (40) bis Gleichung (44) und Gleichungen (61), (62), (65) und (66). Ein zweiter Teil des Programms führt die zeitliche Aktualisierung der Verzögerungselementvariabeln 110 durch, wobei der Wert bei der Eingabe von jeder Verzögerungselementvariabel 110 gespeichert wird in der Verzögerungselementvariabel 110 wie in dem "ZEITLICHEN AKTUALISIERUNG VON [Z&supmin;¹] ELEMENTEN"-Kasten 130. Ein dritter Teil des Programms berechnet das Rauschreferenzsignal, wie in dem "BERECHNUNG DER RAUSCHREFERENZ (n'(t)) FÜR ZWEI GEMESSENE SIGNALPROBEN"-Kasten 140 unter Gebrauch der Proportionalitätskonstante ωr4 bestimmt durch das ratiometrische Verfahren wie in der Gleichung (85).
Ein vierter Teil des Programms führt die nullte Stufe Aktualisierung wie in dem "NULLTE STUFE AKTUALISIERUNG"-Kasten 150 durch, wobei der nullte Stufe vorwärts gerichtete Fehler f&sub0;(t) und der nullte Stufe rückwärtige Vorhersehungsfehler b&sub0;(t) gleichgesetzt werden zu dem Wert des Rauschreferenzsignals n'(t) wie er gerade berechnet wurde. Zusätzlicherweise werden nullte stufe Werte für mittelfristige Variabeln F&sub0;(t) und β&sub0;(t) (nc. Fswsqr und nc. Bswsqr in dem Programm) berechnet für den Gebrauch in dem Setzungsregister 90, 92, 96 und 98 Werten in dem Fehlerquadratgittervorhersager 70 und dem Regressionsfilter 80a und 80b.
Ein fünfter Teil des Programms ist eine iterrative Schleife, wobei der Schleifenzähler, m, auf 0 gesetzt wird mit einem Maximum von m = NC_CELLS wie in dem "m = 0"-Kasten 160 in der Fig. 8. NC_CELLS ist ein vorbestimmter Maximalwert für die Anzahl der Iterrationen der Schleife. Ein typischer Wert von NC_CELLS ist zwischen z. B. 60 und 80. Die Bedingungen für die Schleife sind so gesetzt, daß die Schleife mindestens fünfmal iterriert und kontinuierlich weiter iterriert bis ein Konvergenzkriterium erfüllt ist oder m = NC_CELLS ist. Des Test für die Konvergenz ist der, ob oder nicht die Summe der gewichteten Summe der vorwärts gerichteten Vorhersehungsfehler plus der gewichteten Summe der rückwärtigen Vorhersehungsfehler kleiner ist als eine kleine Zahl, typischerweise 0,00001 (d. h. Fm(t) + βm(t) ≤ 0,00001).
Ein sechster Teil des Programms berechnet die vorwärts gerichteten oder rückwärtigen Reflektionskoeffizienten Γm,f(t) und Γm,b(t) Register 90 und 92 Werte (nc.fref und nc.bref in dem Programm) wie in der "AKTUALISIERUNG BEAUFTRAGEN M-TE STUFE DES FQG-VORHERSAGERS"-Kasten 170 und Gleichungen (49) und (50). Dann werden die vorwärts gerichteten und rückwärtigen Vorhersehungsfehler fm(t) und bm(t) (nc[ ].ferr und berr in dem Programm) berechnet wie in den Gleichungen (51) und (52). Zusätzlicherweise, werden mittelfristige Variabeln Fm (t), βm(t) und γ m(t) (nc.fswsqr, nc.Bswsqr, nc.Gamma in dem Programm) berechnet wie in den Gleichungen (53), (54) und (55). Der erste Durchlauf der Schleife benutzt die Werte für nc[0].Fswsqr und nc[0].Bswsqr berechnet in der nullten Stufe Aktualisierungsteil des Programms.
Ein siebter Teil des Programms, noch innerhalb der Schleife, berechnet die Regressionskoeffizienten κm,λa(t) und κm,xc(t) Register 96 und 98 Werte (nc.K_a und nc.K_c in dem Programm) in beiden Regressionsfiltern, wie in dem "AKTUALISIERUNG BEAUFTRAGEN IN DER M-TEN STUFE DES/DER REGRESSIONSFILTER(S)"-Kasten 180 und wie in den Gleichungen (57) bis (68). Mittelfristige Fehlersignale und Variablen em,λa(t), em,λ c(t), ρm,λa(t) und ρm,λc(t) (nc.err_a und nc.err_c, nc.roh_a und nc .roh_c in der Unterroutine) werden außerdem berechnet wie in den Gleichungen (58), (64), (56) bzw. (60).
Der Test nach Kovergenz des kombinierten Prozeßschätzers wird jedes Mal ausgeführt wenn die Schleife iterriert, in Analogie zu dem "AUSGEFÜHRT"- Kasten 190. Wenn die Summe der gewichteten Summe der vorwärts gerichteten und rückwärtigen Vorhersehungsfehlern Fm(t) + βm(t) kleiner oder gleich 0,00001 ist terminiert die Schleife. Andernfalls wiederholen sich der sechste und siebte Teil des Programms.
Wenn entweder der Konvergenztest bestanden ist oder m = NC CELLS, berechnet ein achter Teil des Programms die Ausgabe des kombinierten Prozeßschätzers 60 adaptiver Rauschlöscher wie in dem "AUSGABEBERECHNUNG"-Kasten 200. Die Ausgabe ist eine gute Näherung an beide der gewünschten Signale Y'λa(t) und Y'λc(t) für den Satz von Proben Sλa(t), Sλb(t) und Sλc(t), die in das Programm eingegeben werden. Nachdem viele Sätze von Proben durch den kombinierten Prozeßschätzer verarbeitet wurden, sieht eine Kompillation der Ausgabe eine Ausgabenwelle vor, welche eine gute Näherung an die plethysmographische Welle bei jeder Wellenlänge λa und λc sind.
Eine weitere Kopie der Computerprogrammunterroutine, geschrieben in der Programmiersprache C, welches ein Rauschreferenzsignal n'(t) mittels des konstanten Sättigungsverfahrens berechnet und welches mittels eines kombinierten Prozeßschätzers 60 eine gute Näherung an die gewünschten Si gnalteile von zwei gemessenen Signalen, von denen jedes einen unerwünschten Teil, der korreliert ist mit dem Rauschreferenzsignal n'(t) hat, und von denen jedes benutzt wurde um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu berechnen, schätzt, ist im Anhang B beigefügt. Diese Unterroutine ist eine weitere Möglichkeit die Schritte dargestellt in dem Flußdiagramm der Fig. 8, zu implementieren, und zwar für ein Kontrollinstrument das besonders für die Pulsoximetrie angepaßt ist. Die zwei Signale sind mit zwei verschiedenen Wellenlängen λa und λb gemessen, wobei λa typischerweise in dem sichtbaren Bereich und λb typischerweise in dem infraroten Bereich liegt. Z. B. ist in einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, was besonders zur Ausführung von Pulsoximetrie mittels des konstanten Sättigungsverfahrens zugeschnitten ist, λa = 660 nm und λb = 940 nm.
Die Entsprechungen der Programmvariabeln mit den Variabeln definiert in der Diskussion des kombinierten Prozeßschätzers sind wie folgend:
Δm(t) = nc.Delta
Γf,m(t) = nc.fref
Γb,m(t) = nc.bref
fm(t) = nc.ferr
bm(t) = nc.berr
(t) = nc.Fswsqr
βm(t) = nc.Bswsqr
γ(t) = nc.Gamma
ρm,λa(t) = nC.Roh_a
ρmλb(t) = nc.Roh_b
em,λa(t) = nc.err_a
em,λb(t) = nc.err_b
κm,λa(t) = nC.K_a
κm,λb(t) = nC.K_b
Die ersten und zweiten Teile der Unterroutine sind dieselben wie die ersten und zweiten Teile der oben beschriebenen Unterroutine zugeschnitten für das ratiometrische Verfahren zur Bestimmung des Rauschreferenzsignals n'(t).
Ein dritter Teil der Unterroutine berechnet das Rauschreferenzsignal, wie in dem "BERECHNUNG DER RAUSCHREFERENZ (n'(t)) FÜR ZWEI GEMESSENE SIGNALPROBEN"-Kasten 140 für die Signale Sλa(t) und Sλb(t) unter Gebrauch der Proportionalitätskonstante ωs4(t) bestimmt durch das konstante Sättigungsverfahren wie in den Gleichungen (90) und (91). Die Sätti gung wird berechnet in einer separaten Unterroutine und ein Wert für ωs4(t) wird importiert in die vorliegende Unterroutine zur Schätzung der gewünschten Teile Yλa(t) und Yλb(t) des zusammengesetzten gemessenen Signals Sλ a(t) und Sλb(t).
Vierte, fünfte und sechste Teile der Unterroutine sind ähnlich zu den vierten, fünften und sechsten Teilen des oben beschriebenen Programms zugeschnitten für das ratiometrische Verfahren. Jedoch sind die Signale, die gebraucht werden zur Schätzung der gewünschten Signalteile Yλa(t) und Yλ b(t) in der vorliegenden Unterroutine, zugeschnitten für das konstante Sättigungsverfahren, Sλa(t) und Sλb(t), was die selben Signale sind die benutzt wurden um das Rauschreferenzsignal n'(t) zu berechnen.
Ein siebter Teil des Programms, noch innerhalb der Schleife die in dem fünften Teil des Programms begann, berechnet die Regressionskoeffizientenregister 96 und 98 Werte κmxa(t) und κm,λb(t) (nc.K_a und nc.K_b in dem Programm) in beiden Regressionsfiltern, wie in dem "AKTUALISIERUNG BEAUFTRAGEN IN DER M-TEN STUFE DES/DER REGRESSIONSFILTER(S)"-Kasten 180 und Gleichungen (57) bis (67). Mittelfristige Fehlersignale und Variablen em,λa(t), em,λb(t), ρm,λa(t) und ρm,λ b(t) (nc.err_a und nc.err_b, nc.roh_a und nc.roh_b in der Unterroutine) werden außerdem berechnet wie in den Gleichungen (58), (63), (56) bzw. (59).
Die Schleife iterriert bis der Konvergenztest bestanden ist, wobei der Test der selbe ist wie oben für die Routine zugeschnitten für das ratiometrische Verfahren ist. Die Ausgabe der vorliegenden Unterroutine ist eine gute Näherung an die gewünschten Signale Y'λa(t) und Y'λb(t) für den Satz von Proben Sλa(t) und Sλb(t) die in das Programm eingegeben werden. Nach der Schätzung von Näherungen an die gewünschten Signalteile von vielen Sätzen von Signalproben durch den kombinierten Prozeßschätzer, sieht eine Kompillation der Ausgabe Ausgabewellen vor, welche eine gute Näherung an die plethysmographische Welle bei jeder Wellenlänge λa und λb sind. Der Schätzungsprozeß der iterrativen Schleife ist der selbe in beiden Unterroutinen, nur die Probenwerte Sλa(t) und Sλc(t) oder Sλa(t) und Sλb(t) die in die Unterroutine eingegeben werden für den Gebrauch einer Schätzung der gewünschten Signalteile Yλa(t) und Yλc(t) oder Yλa(t) und Yλb(t) und wie das Rauschreferenzsignal n'(t) berechnet wird, ist verschieden für das ratiometrische Verfahren und das konstante Sättigungsverfahren.
Unabhängig von dem verwendeten Verfahren, ratiometrisches oder konstante Sättigung, werden die Näherungen an die gewünschten Signalwerte Y'λa(t) und Y'λc(t) oder Y'λa(t) und Yλb(t) eingegeben in eine separate Unterroutine in der die Sättigung von Sauerstoff in dem artiellen Blut berechnet wird. Wenn das konstante Sättigungsverfahren gebraucht wird, bestimmt die Sättiungsberechnungsunterroutine auch einen Wert für die Proportionalitätskonstante ωs4(t) wie bestimmt durch die Gleichungen (90) und (91) und wie oben diskutiert. Die Konzentration von Sauerstoff reichem arteriellen Blut kann von den Näherungen an die gewünschten Signalwerte gefunden werden, da die gewünschten Signale zusammengesetzt sind aus Termen die x(t) beinhalten, was die Dicke des arteriellen Blutes in dem Finger ist; Absorptionskoeffizienten von Sauerstoff reichem und Sauerstoff armen Hämoglobin, bei jeder gemessenen Wellenlänge und CHb02(t) und CHb(t), die Konzentration von sauerstoffreichem bzw. sauerstoffarmen Hämoglobin. Die Sättigung ist das Verhältnis von der Konzentration von einem Bestandteil A&sub5;, im bezug zu der gesamten Konzentration von Bestandteilen in dem Volumen, welches A&sub5; und A&sub6; beinhaltet. Somit ist die Dicke x(t) entfernt aus der Sättigungsberechnung und braucht nicht vorbestimmt zu werden. Außerdem sind die Absorptionskoeffizeinten konstant bei jeder Wellenlänge. Die Sättigung von sauerstoffreichem arteriellen Blut wird dann bestimmt, wie in den Gleichungen (95) und (96).
Obwohl ein Ausführungsbeispiels eines physiologischen Kontrollinstruments, welcher ein Prozessor der vorliegenden Erfindung beinhaltet zur Bestimmung eines Rauschreferenzsignals für den Gebrauch in einem adaptiven Rauschlöscher zum Entfernen von erratischen Rauschkomponeten von einem physiologischen Messung, beschrieben wurde in der Form eines Pulsoximeters, wird es für den Fachmann offensichtlich sein, daß andere Typen von physiologischen Kontrollinstrumenten auch die oben beschriebene Technik zur Rauschreduzierung in einem zusammengesetzten gemessen Signal, das Rauschen enthält, eingesetzt werden kann.
Weiterhin ist zu verstehen, daß ein Transformieren von gemessenen Signalen möglich ist, und zwar verschieden von der logarithmischen Konvertierung und Bestimmung eines Proportionalitätsfaktors, welcher ein Entfernen der gewünschten Signalteile zur Bestimmung eines Rauschreferenzsignals erlaubt. Außerdem, obwohl der Proportionalitätsfaktor ω hier als Verhältnis eines Teils eines ersten Signals zu einem Teil eines zweiten Signals beschrieben wurde, könnte eine ähnliche Proportionalitätskonstante, bestimmt als ein Verhältnis eines Teils eines zweiten Signals zu einem Teil eines ersten Signals genauso gut in einem Prozessor der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden. In diesem Fall würde ein Rauschreferenzsignal generell ähnlich sein zu n'(t) = nλb(t) - ωnλa(t). Es sollte außerdem für den Fachmann offensichtlich sein, daß für die meisten physiologischen Messungen zwei Wellenlängen bestimmt werden können, welche es ermöglichen ein Signal zu messen welches anzeigend ist für eine Quantität einer Komponente über die Information erwünscht ist. Informationen über einen Bestandteil eines jeden Energie absorbierenden physiologischen Materials kann bestimmt werden durch ein physiologisches Kontrollinstrument der einen Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung und einen adaptiven Rauschlöscher beinhaltet durch Bestimmung von Wellenlängen, die primär durch den Bestandteil von Interesse absorbiert werden. Für die meisten physiologischen Messungen ist dies eine einfache Bestimmung.
Weiterhin wird der Fachmann erkennen, daß jeder Teil eines Patienten oder eines Materials hergeleitet von einem Patienten gebraucht werden könnte um Messungen für ein physiologisches Kontrollinstrument der einen Prozessor der vorliegenden Erfindung und einen adaptiven Rauschlöscher beinhaltet, zu nehmen. Solche Teile bzw. Gebiete schließen ein Glied, wie z. B. einen Finger ein aber ist nicht darauf beschränkt.
Ein Fachmann wird erkennen, daß viele verschiedene Typen von physiologischen Kontrollgeräten einen Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung in Zusammenhang mit einem adaptiven Rauschlöscher aufweisen können. Andere Typen eines physiologischen Kontrollinstruments beinhalten, sind jedoch nicht darauf beschränkt, Elektronencardiographen, Blutdruckkontrollinstrumente, Blutgassättigungskontrollgeräte (verschieden von Sauerstoffsättigung), Kapnographen, Herzschlagratenkontrollinstrumente, Respirationskontrollgeräte, oder Anesthesiekontrollinstrumente zur Bestimmung der Betäubung. Außerdem können Kontrollinstrumente die den Druck und die Quantität einer Substanz innerhalb eines Körpers messen, z. B. wie ein Atemprüfgerät, ein Arzeimittelkontrollinstrument, ein Cholesterinkontrollinstrument, ein Glukosekontrollinstrument, ein Kohlenstoffdioxidkontrollinstru ment, ein Glukosekontrollinstrument, oder ein Kohlenstoffmonoxidkontrollinstrument außerdem die oben beschriebene Technik zum Entfernen von unerwünschten Signalteilen einsetzen.
Weiterhin kann der Fachmann erkennen, daß die oben beschriebene Technik des Rauschentfernens von einem zusammengesetzten Signal welches Rauschkomponeten beinhaltet, auch angewendet werden auf Signale zusammengesetzt aus reflektierter Energie, im Gegensatz zu übertragener Energie. Der Fachmann wird außerdem erkennen, daß ein gewünschter Teil eines gemessenen Signals von jeder Art von Energie, inklusive aber nicht beschränkt auf akustische Energie, Röntgenstrahlenenergie, Gammastrahlungsenergie, oder Lichtenergie kann geschätzt werden durch oben beschriebene Rauschentfernungstechniken. Somit wird der Fachmann erkennen, daß der Prozessor der vorliegenden Erfindung und ein adaptiver Rauschlöscher angewendet werden können in solchen Kontrollinstrumenten, die Ultraschall gebrauchen, wobei ein Signal durch einen Teil des Körpers übertragen wird und zurückreflektiert wird innerhalb des Körpers zurück durch den Teil des Körpers. Außerdem können Kontrollinstrumente wie Echocardiographen auch die Techniken der vorliegenden Erfindung einsetzen, da diese auch auf der Übertragung und Reflektion basieren.
Während die vorliegende Erfindung beschrieben wurde in dem Zusammenhang eines physiologischen Kontrollinstruments wird der Fachmann erkennen, daß die Signalverarbeitungstechniken der vorliegenden Erfindung in vielen Gebieten, inklusive aber nicht darauf beschränkt bei der Verarbeitung von physiologischen Signalen, eingesetzt werden kann. Die vorliegende Erfindung kann in jeder Situation angewendet werden wo ein Signalverarbeiter einen Detektor aufweist und ein erstes Signal empfängt welches einen ersten erwünschten Signalteil und einen ersten unerwünschten Signalteil beinhaltet und ein zweites Signal, welches ein zweites erwünschtes Signalteil und ein zweites unerwünschtes Signalteil beinhaltet, aufweist. Die ersten und zweiten Signale breiten sich durch ein gemeinsames Medium aus und die ersten und zweiten erwünschten Signalteile sind miteinander korreliert. Zusätzlicherweise ist mindestens ein Teil der ersten und zweiten unerwünschten Signalteile korreliert miteinander aufgrund der Störung des Mediums während die ersten und zweiten Signale sich durch das Medium ausbreiten. Der Prozessor empfängt die ersten und zweiten Signale und kombiniert die ersten und zweiten Signale um ein Rauschreferenzsignal zu erzeugen, in welchem die primäre Komponente abgeleitet ist von dem ersten und zweiten unerwünschten Signalteilen. Somit ist der Signalverarbeiter der vorliegenden Erfindung ohne weiteres einsetzbar auf einer Vielzahl von Signalverarbeitungsgebieten. Es wird beansprucht:

Claims

1. Signalverarbeitungsvorrichtung, die folgendes aufweist:

einen Detektor (20) zum Empfangen eines ersten Signals (Sλa), welches sich entlang eines ersten Ausbreitungsweges ausbreitet, und eines zweiten Signals(Sλb), welches sich entlang eines zweiten Ausbreitungswegs ausbreitet, wobei ein Teil der ersten und zweiten Ausbreitungswege in einem Ausbreitungsmedium lokalisiert ist, wobei das erste Signal (Sλa) einen ersten gewünschten Signalteil (Yλa) und einen ersten unerwünschten Signalteil (nλa) hat, und wobei das zweite Signal (Sλb) einen zweiten gewünschten Signalteil (Yλb) und einen zweiten unerwünschten Signalteil (nλb) hat, wobei die ersten und zweiten unerwünschten Signalteile (nλa, nλb) das Ergebnis einer Störung des Ausbreitungsmediums sind;

ein Referenzprozessor (26) mit einem Eingang zum Empfangen der ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb), wobei der Prozessor (26) die ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) kombiniert, um ein Referenzsignal (n') mit einer primären Komponente zu erzeugen, welche eine Funktion der ersten oder zweiten unerwünschten Signalteile (nλa, nλb) oder der ersten und zweiten unerwünschten Signalteile ist; und

ein Löscher (27) mit einem Eingang zum Empfangen des Referenzsignals (n') und mindestens einem der ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb), um den entsprechenden unerwünschten Signalteil eines der ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) wesentlich zu entfernen.

2. Signalverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Löcher (27) einen adaptiven Rauschlöscher aufweist.

3. Signalverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 2, wobei der adaptive Rauschlöscher einen kombinierten Prozeßschätzer (60) aufweist.

4. Signalverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 3, wobei der kombinierte Prozeßschätzer (60) einen kleinst Fehlerquadratgittervorhersager (70) und ein Regressionsfilter (80) aufweist.

5. Signalverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 1 oder Anspruch 4, wobei der Detektor (20) weiterhin einen Sensor zum Abfühlen einer physiologischen Funktion aufweist.

56. Signalverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 5, wobei der Sensor (20) eine lichtempfindliche Einrichtung aufweist.

7. Signalverarbeitungsvorrichtung nach Anspruch 5, die weiterhin ein Pulsoximeter zum Messen der Sauerstoffsättigung in einem lebenden Organismus aufweist.

8. Signalverarbeitungsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, die weiterhin eine Anzeige (28) aufweist, wobei die Anzeige (28) mit einem Ausgang des Löschers (27) zum Empfangen und Anzeigen mindestens eines des ersten und zweiten Signals (Sλa, Sλb) verbunden ist.

9. Signalverarbeitungsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) physiologische Meßsignale sind.

10. Blutanalysevorrichtung, die folgendes aufweist:

eine Lichtquelle (302) zum Richten mindestens zweier vorbestimmter Lichtwellenlängen auf einer Probe (310);

einen Detektor (20, 320) zum Empfangen des Lichtes von der Probe (310) und, ansprechend darauf, zum Erzeugen mindestens zweier elektrischer Signale (Sλa, Sλb) entsprechend der mindestens zwei vorbestimmten Lichtwellenlängen, wobei die mindestens zwei elektrischen Signale (Sλa, Sλb) jeweils einen gewünschten Signalteil (Yλa, Yλb) und einen unerwünschten Signalteil (nλa, nλb) haben;

einen Referenzprozessor (26, 420) mit einem Eingang zum Empfangen der mindestens zwei elektrischen Signale (Sλa, Sλb), wobei der Prozessor (26, 420) die mindestens zwei elektrischen Signale (Sλa, Sλb) kombiniert, um ein Referenzsignal (n') mit einer primären Komponente zu erzeugen, welche eine Funktion mindestens eines der unerwünschten Signalteile (nλa, nλb) ist; und

ein Löscher (27, 420) mit einem Eingang zum Empfangen des Refenzsignals (n'(t)) und mindestens eines der mindestens zwei elektrischen Signale (Sλa, Sλb), um den entsprechenden unerwünschten Signalteil (nλa, nλb) eines der mindestens zwei elektrischen Signale (Sλa, Sλb) wesentlich zu entfernen.

11. Blutanalysevorrichtung nach Anspruch 10, wobei der Löscher (27, 420) einen adaptiven Rauschlöscher aufweist.

12. Blutanalysevorrichtung nach Anspruch 11, wobei der adaptive Rauschlöscher einen kombinierten Prozeßschätzer (60) aufweist.

13. Blutanalysevorrichtung nach Anspruch 12, wobei der kombinierte Prozeßschätzer (60) einen kleinst Fehlerquadratgittervorhersager (70) und ein Regressionsfilter (80) aufweist.

14. Blutanalysevorrichtung nach Anspruch 10 oder Anspruch 13, wobei der Detektor (20) weiterhin einen Sensor zum Abfühlen einer physiologischen Funktion aufweist.

15. Blutanalysevorrichtung nach Anspruch 14, wobei der Sensor (20) eine lichtempfindliche Einrichtung aufweist.

16. Blutanalysevorrichtung nach Anspruch 14, die weiterhin ein Pulsoximeter zum Messen der Sauerstoffsättigung in einem lebenden Organismus aufweist.

17. Blutanalysevorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, die weiterhin eine Anzeige (28) aufweist, wobei die Anzeige (28) mit einem Ausgang des Löschers (27) zum Empfangen und Anzeigen mindestens eines der ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) verbunden ist.

18. Blutanalysevorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) physiologische Meßsignale sind.

19. Verfahren zum Bestimmen eines Rauschreferenzsignals (n') aus einem ersten Signal (Sλb), das einen ersten erwünschten Signalteil (Yλb) und einen ersten Rauschteil (nλb) aufweist, und aus einem zweiten (Sλa) Signal, das einen zweiten erwünschte Signalteil (Yλa) und einen zweiten Rauschteil (nλa) aufweist, wobei die folgenden Sehritte vorgesehen sind:

Auswählen eines Signalkoeffizienten, der proportional zu einem Verhältnis vorbestimmter Eigenschaften des ersten erwünschten Signalteils (Yλb) und vorbestimmten Eigenschaften des zweiten erwünschten Signalteils (Yλa) ist;

Eingeben des ersten Signals (Sλb) und des Signalkoeffizienten in einen Signalmultiplizierer, wobei das erste Signal (Sλb) mit dem Signalkoeffizienten multipliziert wird, wobei dadurch ein erstes Zwischensignal erzeugt wird;

Eingeben des zweiten Signals (Sλa) und des ersten Zwischensignals in einen Signalsubstrahierer, wobei das erste Zwischensignal vom zweiten Signal (Sλa) subtrahiert wird, wobei dadurch ein Rauschreferenzsignal (n') mit einer primären Komponente erzeugt wird, die aus den ersten oder zweiten Rauschsignalteilen oder den ersten und zweiten Rauschsignalteilen abgeleitet ist; und

Eingeben des Rauschreferenzsignals (n') und mindestens eines der ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) in einen Löscher (27) um das entsprechende Rauschsignal eines der ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) im wesentlichen zu entfernen.

20. Verfahren nach Anspruch 19, wobei die ersten und zweiten Signale (Sλa, Sλb) aus Lichtenergie abgeleitet sind, die durch ein Absorptionsmedium transmittiert wird.