ES2208876T3 - Procedimiento y aparato para promediar de manera adaptativa señales de datos. - Google Patents
Procedimiento y aparato para promediar de manera adaptativa señales de datos.Info
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Abstract
Un procedimiento de reducción de los efectos del ruido en un sistema para medir un parámetro fisiológico, comprendiendo el procedimiento los pasos de: (a) generar una pluralidad de medidas derivadas de al menos una longitud de onda de energía electromagnética transmitida a través de tejido vivo; (b) comparar las medidas seleccionadas con al menos una característica de medida esperada; (c) asignar uno de una pluralidad de pesos variables a cada medida seleccionada en base al paso de comparación generando de ese modo una pluralidad de medidas ponderadas de manera diferente; y (d) promediar una pluralidad de las medidas ponderadas de manera diferente para obtener una medida filtrada para su uso en la estimación del parámetro fisiológico.
Description
Procedimiento y aparato para promediar de manera
adaptativa señales de datos.
Esta invención se refiere a un procedimiento y a
un aparato para medir parámetros fisiológicos, en particular para
reducir los efectos del ruido en un sistema para medir un parámetro
fisiológico. Se refiere en particular a un procedimiento y a un
aparato para promediar de manera adaptativa señales de datos. La
invención emplea técnicas de filtrado en oximetría de pulso para
estimar la saturación de oxígeno de la hemoglobina de la sangre
arterial.
Los medidores de oxígeno del pulso típicamente
miden y visualizan varias características del flujo de sangre
incluyendo pero no limitándose a la saturación de oxígeno de la
hemoglobina de la sangre arterial. Los medidores de oxígeno pasan la
luz a través del tejido regado por la sangre, tal como un dedo o una
oreja, y ópticamente detectan la absorción de luz en el tejido. La
cantidad de luz absorbida se usan después para calcular la cantidad
del constituyente de la sangre (por ejemplo, oxihemoglobina) que se
esté midiendo.
La luz que pasa a través del tejido se selecciona
para que sea de una o más longitudes de onda que son absorbidas por
la sangre en una cantidad representativa de la cantidad del
constituyente de la sangre presente en la sangre. La cantidad de luz
pasada a través del tejido varía de acuerdo con la cantidad
cambiante del constituyente sanguíneo en el tejido y de la absorción
de luz relacionada. El cálculo de la saturación se puede basar
entonces en la ley de Beer-Lambert. De manera
tradicional, la determinación de la saturación mide la absorción de
luz a dos longitudes de onda, por ejemplo, rojo e infrarrojo. La
saturación se puede calcular entonces resolviendo la "relación de
relaciones", como se describe en los documentos
US-4802486, US-4911167,
US-4928692, US-4934372,
US-4869254, US-5078136 y
US-5485847.
La señal óptica a través del tejido se puede ver
degradada tanto por el ruido como por el movimiento. Una fuente de
ruido es la luz ambiente que alcanza el detector de luz. Otra fuente
de ruido es el acoplamiento electromagnético desde otros
instrumentos electrónicos. El movimiento del paciente introduce
también ruido y afecta a la señal. Por ejemplo, el contacto entre el
detector y la piel, o el emisor y la piel pueden ser temporalmente
interrumpidos cuando el movimiento causa cualquier alejamiento de la
piel. Además, como la sangre es un fluido, responde de manera
diferente que tejido circundante a los efectos inerciales,
resultando así en cambios momentáneos en el volumen en el punto en
el que se conecta la sonda del oxímetro.
El artefacto del movimiento puede degradar una
señal de oximetría de pulso que depende de un médico sin que éste se
dé cuenta. Esto es especialmente cierto si la supervisión del
paciente es remota, el movimiento es demasiado lento para ser
observado o el doctor está mirando el instrumento u otras partes del
paciente y no el emplazamiento del sensor.
En el documento US-5025791 se
describe un sistema de oxímetro en el que se usa un acelerómetro
para detectar el movimiento. Cuando se detecta el movimiento, las
lecturas influenciadas por el movimiento son eliminadas o se marcan
como corruptas. En un oxímetro típico, las medidas tomadas en los
picos y en los valles de la señal del pulso sanguíneo se usan para
calcular las características deseadas. El movimiento puede causar un
falso pico, dando como resultado una medida que tenga un valor
impreciso y una que se registre en el momento erróneo.
En el documento US-4802486 se
describe otro sistema en el que se supervisa y se correla una señal
EKG con la lectura del oxímetro para proporcionar sincronización
para limitar el efecto del ruido y los pulsos de artefacto de
movimiento en las lecturas del oxímetro. Esto reduce las
posibilidades de que el oxímetro se enganche a una señal de
movimiento periódica.
El sistema descrito en el documento
US-5078136 implica el uso de interpolación lineal y
técnicas de velocidad de cambio para analizar la señal del oxímetro,
para limitar el efecto del ruido y del artefacto de movimiento.
El documento
US-A-5 355 882 describe el término
genérico de la reivindicación 1 y característica (a). El
procedimiento conocido comprende también la predicción de la
absorbencia y la derivación de una absorbencia corregida en base a
una absorbencia medida y predicha.
La presente invención proporciona una técnica
para reducir los efectos del ruido en un sistema para medir un
parámetro fisiológico, por ejemplo, la saturación de oxígeno en la
sangre, en el que se asignan pesos variables a medidas diferentes, y
las medidas ponderadas se promedian para obtener una medida
filtrada.
De acuerdo con esto, en un aspecto, la invención
proporciona un procedimiento para reducir los efectos del ruido en
un sistema para medir un parámetro fisiológico, comprendiendo el
procedimiento los pasos de:
- (a)
- generar una pluralidad de medidas derivadas de al menos una longitud de onda de energía electromagnética transmitida a través del tejido vivo;
- (b)
- comparar las medidas seleccionadas con al menos una característica de medida esperada;
\newpage
- (c)
- asignar uno de una pluralidad de pesos variables a cada medida seleccionada en base al paso de comparación generando de ese modo una pluralidad de diferentes medidas ponderadas; y
- (d)
- promediar una pluralidad de las diferentes medidas ponderadas para obtener una medida filtrada para su uso en la estimación del parámetro fisiológico.
En otro aspecto, la invención proporciona un
aparato para reducir los efectos del ruido en un sistema para medir
un parámetro fisiológico, comprendiendo:
- (a)
- un medio para generar una pluralidad de medidas derivadas de al menos una longitud de onda de energía electromagnética transmitida a través del tejido vivo;
- (b)
- un medio para comparar las medidas seleccionadas con al menos una característica de medida esperada;
- (c)
- un medio para asignar uno de una pluralidad de pesos variables a cada medida seleccionada en base al paso de comparación generando de ese modo una pluralidad de medidas ponderadas de manera diferente; y
- (d)
- un medio para promediar una pluralidad de las medidas ponderadas de manera diferente para obtener una medida filtrada para su uso en la estimación del parámetro fisiológico.
De manera preferible, el aparato incluye un medio
para calibrar el sistema para medir el parámetro fisiológico en
respuesta a una señal indicativa de al menos una longitud de onda de
energía electromagnética, por ejemplo, como se describe en el
documento US-4621643 y en el documento
US-4700708 y en el documento
US-4770179.
De manera preferible, el aparato incluye un
sensor con un emisor para la mencionada al menos una longitud de
onda de energía electromagnética, un medio sensor para detectar la
energía electromagnética y para generar una primera señal
representativa de la misma, un medio para acoplar separadamente el
sensor a un oxímetro y para comunicar señales entre el sensor y el
oxímetro, y un medio para proporcionar una segunda señal indicativa
de la al menos una longitud de onda de energía electromagnética.
La presente invención hace uso de técnicas de
filtrado que usan modelos matemáticos para describir cómo cambian
los parámetros fisiológicos con el tiempo, y cómo estos parámetros
se relacionan con la medida en un entorno ruidoso. Dichos filtros
pueden modificar un conjunto de pesos de promediado y tiempos de
promediado para llegar a una estimación optimizada del parámetro
fisiológico.
La técnica de la invención se puede usar junto
con un oxímetro de pulso para determinar la saturación de oxígeno de
la hemoglobina de la sangre arterial. Se puede usar un filtro paso
banda para atenuar los datos por debajo de 0,5 Hz y por encima de 10
Hz con el fin de eliminar el ruido fuera de la banda, al menos de
manera parcial. Los datos filtrados pueden ser entonces procesados
usando un algoritmo de cálculo de la saturación como se trata con
más detalle más adelante.
La invención puede emplear técnicas de filtrado
adaptativo (por ejemplo filtrado de Kalman) para calcular la
saturación de oxígeno en la sangre. El filtrado de Kalman permite
ajustar parámetros en un sentido de mínimos cuadrados cuando los
parámetros son variables con el tiempo. Tradicionalmente, uno podría
emplear una aproximación clásica de mínimos cuadrados (CLS) con
filtrado paso bajo o un promediado de la cantidad estimada. El
filtrado de Kalman consigue sustancialmente el mismo resultado, pero
el filtrado de Kalman calcula la cantidad óptima de promediado. Los
algoritmos apropiados de filtro de Kalman se describen en
Introduction to Random Signals and Applied Kalman Filtering,
segunda edición (1992), de R. G. Brown y P. Y. C. Hwang, publicado
por John Wiley & Sons. Se puede usar un procesador de promediado
mandado cardíaco de Kalman que emplee teoría de filtro de Kalman en
el cálculo de la saturación de oxígeno, en el que el procesador
puede estar mandado por medio de disparadores en base a la
frecuencia del pulso, por ejemplo, suministrado por un algoritmo
para calcular la velocidad del pulso, o a partir de una forma de
onda ECG.
Usando un filtro de Kalman, el procedimiento de
la invención implica la transformación apropiadamente de los datos
preprocesados en cantidades correspondientes a las concentraciones
de la oxihemoglobina y hemoglobina total usando los coeficientes de
extinción apropiados. La relación instantánea de estas dos
cantidades transformadas da la saturación. El valor de la saturación
instantánea se puede calcular de manera directa usando los
coeficientes de extinción, o a partir de la relación de relaciones.
El procedimiento no necesita buscar máximos o mínimos como un
algoritmo de búsqueda de pulso (aunque se podrían usar los máximos o
mínimos y ser filtrados con un filtro de Kalman si se desea). Usando
las relaciones instantáneas (esto es, un algoritmo basado en el
tiempo), en lugar de las relaciones de máximos/mínimos (esto es, un
algoritmo basado en eventos) conserva el código de ser controlado
por evento y de tener que calificar los datos a medida que llegan.
El procedimiento de la presente invención tiene de ese modo la
ventaja de ser más sencillo de implementar que un algoritmo de
cálculo de la saturación basado en evento de búsqueda de pulso.
Preferiblemente, el número de las medidas
ponderadas de manera diferente que son promediadas varía en
respuesta al paso de asignación.
De manera preferible, se promedian un primer
número de medidas ponderadas de manera diferente para obtener la
medida filtrada, variando el primer número de acuerdo con los pesos
asignados a una pluralidad de medidas ponderadas de manera diferente
sucesivas en el paso de asignación. Se prefiere entonces que se
generen una pluralidad de medidas filtradas para cada longitud de
onda en el tiempo.
De manera preferible, la pluralidad de pesos
variables comprende un primer y un segundo conjuntos de medidas
correspondientes a la primera y a la segunda longitudes de onda,
respectivamente. Los pasos de comparación y de asignación son
realizados entonces sobre el primer conjunto de medidas. Se prefiere
que el procedimiento incluya el paso de asignación al segundo
conjunto de medidas pesos idénticos a los asignados al primer
conjunto de medidas, obteniendo de ese modo medidas filtradas
separadas para cada una de la primera y la segunda longitudes de
onda.
De manera preferible, la pluralidad de medidas se
obtienen por medio de la combinación de los datos de al menos dos
longitudes de onda.
De manera preferible, el peso variable asignado a
cada medida seleccionada se basa en parte en una velocidad de cambio
entre la medida seleccionada y la medida previa.
De manera preferible, el paso de generación del
procedimiento comprende:
- (a)
- tomar el logaritmo de una señal representativa de al menos una longitud de onda de energía electromagnética, generando de ese modo una primera señal; y
- (b)
- filtrar paso banda la primera señal, generando de ese modo una segunda señal de la que se derivan la pluralidad de medidas.
De manera preferible, el paso de generación
incluye entonces el paso de normalización de la segunda señal para
generar una tercera señal de la que se derivan la pluralidad de
medidas. El paso de generación puede incluir entonces el paso de
tomar la derivada de la tercera señal para generar una cuarta señal
de la que se derivan la pluralidad de medidas.
De manera preferible, la similitud entre cada
medida seleccionada y la medida previa correspondiente se compara
con un valor esperado. El valor esperado podría corresponder a un
modelo fisiológico. Podría corresponder a una velocidad de cambio
entre una pluralidad de medidas previas correspondientes.
De manera preferible, la correspondiente medida
previa, con la que se compara la medida seleccionada para asignar
los pesos variables, corresponde a una medida filtrada.
De manera preferible, la al menos una
característica de medida esperada comprende una predicción
correspondiente a al menos una medida previamente filtrada.
De manera preferible, las medidas seleccionadas
comprenden señales digitales.
De manera preferible, la pluralidad de medidas
generadas en el paso (a) del procedimiento corresponden a una seria
de pulsos cardíacos.
De manera preferible, los pesos variables de las
medidas ponderadas generadas comprenden una pluralidad de números
diferentes distintos de cero.
De manera preferible, la pluralidad de medidas
generadas en el paso (a) del procedimiento están basadas en el
tiempo y no controladas por evento. Cada medida basada en el tiempo
filtrada podría corresponder entonces a al menos una de las
siguientes:
- 1.
- Un valor actual de una relación de relaciones que es representativo de la saturación de oxígeno de la hemoglobina en la sangre arterial.
- 2.
- Un valor actual de la saturación de oxígeno de la hemoglobina de la sangre arterial. La al menos una característica de medida esperada puede comprender entonces una constante representativa de la velocidad de cambio del valor de saturación de oxígeno.
La pluralidad de medidas basadas en el tiempo se
puede normalizar antes del paso de comparación, reduciendo de ese
modo los efectos de ruido correspondientes a un artefacto de
movimiento sobre algunas de las medidas basadas en el tiempo.
De manera preferible, el procedimiento de la
invención incluye el paso de proporcionar una señal indicativa de al
menos una longitud de onda de energía electromagnética.
\newpage
De manera preferible, el procedimiento de la
invención incluye el paso de filtrar los datos correspondientes a la
longitud de onda de energía electromagnética de forma que se atenúen
la energía del ruido y la energía del movimiento que no estén a
múltiplos enteros de una frecuencia cardíaca del paciente.
La invención puede implicar la reducción de los
efectos del ruido cuando se mida un parámetro fisiológico. Puede
incluir un aparato para reducir los efectos del ruido que
comprenda:
un medio para generar una pluralidad de medidas
derivadas de al menos una longitud de onda de energía
electromagnética transmitida a través del tejido vivo;
un medio para proporcionar una señal indicativa
de al menos una longitud de onda de energía electromagnética;
un medio para comparar las medidas seleccionadas
con al menos una característica de medida esperada;
un medio para asignar uno de una pluralidad de
pesos variables a cada medida seleccionada en base el paso de
comparación generando de ese modo una pluralidad de medidas
ponderadas de manera diferente para cada longitud de onda, estando
asignados los pesos variables, en parte, en respuesta a una
similitud entre cada medida seleccionada y una correspondiente
medida previa, comprendiendo los pesos variables una pluralidad de
números diferentes distintos de cero;
un medio para promediar una pluralidad de las
medidas ponderadas de manera diferente para obtener una medida
filtrada para su uso en la estimación del parámetro fisiológico;
y
un medio para calibrar el sistema para medir el
parámetro fisiológico en respuesta a la señal indicativa de al menos
una longitud de onda de energía electromagnética.
La invención incluye también un monitor para
medir un parámetro fisiológico, siendo el monitor para su uso con un
sensor que tiene un medio de emisión para emitir al menos una
longitud de onda de energía electromagnética, un medio sensor para
detectar la energía electromagnética y para generar una primera
señal representativa de la misma, un medio para acoplar de manera
separada el sensor al oxímetro y para proporcionar la comunicación
de señales entre el sensor y el oxímetro, y un medio para
proporcionar una segunda señal indicativa de la al menos una
longitud de onda de energía electromagnética, comprendiendo el
monitor:
un medio para generar una pluralidad de medidas
derivadas de la primera señal;
un medio para comparar las medidas seleccionadas
con al menos una característica de medida esperada;
un medio para asignar uno de una pluralidad de
pesos variables a cada medida seleccionada en base al paso de
comparación generando de ese modo una pluralidad de medidas
ponderadas de manera diferente, siendo los pesos variables asignados
en parte, en respuesta a la similitud entre cada medida seleccionada
y una correspondiente medida previa, comprendiendo los pesos
variables una pluralidad de números diferentes distintos de
cero;
un medio para promediar una pluralidad de las
diferentes medidas ponderadas de manera diferente para obtener una
medida filtrada para su uso en la estimación del parámetro
fisiológico; y
un medio para calibrar el monitor para medir el
parámetro fisiológico en respuesta a la segunda señal.
La presente invención será ahora descrita a modo
de ejemplo solamente, con referencia a los dibujos que la acompañan,
en los que:
La figura 1 es una representación esquemática de
un aparato para medir un parámetro fisiológico tal como la
saturación de oxígeno en la hemoglobina de un paciente;
La figura 2 es un diagrama de bloques que ilustra
el flujo de datos en un aparato tal como el que se muestra en la
figura 1;
La figura 3 es un gráfico que compara el
comportamiento de un algoritmo clásico de mínimos cuadrados con el
algoritmo de Kalman;
La figura 4 es un gráfico que compara las
entradas y salidas del filtro de promediado mandado cardíaco de
Kalman.
Con referencia a los dibujos, la figura 1 muestra
un aparato para medir parámetros fisiológicos tales como la
saturación de oxígeno de la hemoglobina de un paciente. Una
combinación de sensor / oxímetro 60 comprende un sensor 61 y un
monitor de oxímetro 62. El sensor 61 incluye LED 63 y 64 que
típicamente tienen características de emisión de longitud de onda en
el intervalo del espectro de los infrarrojos y del rojo,
respectivamente. El sensor fotodiodo 65 recibe la luz transmitida
por los LED 63 y 64. La resistencia 66 (o una referencia de
impedancia similar) se elige para que corresponda a una longitud de
onda específica o a una combinación de longitudes de onda como se
especifica en una tabla que relaciona valores de impedancia con
longitudes de onda. El medio de descodificación 67 determina el
valor de la impedancia de la resistencia 66 y se generan los
coeficientes de extinción apropiados que corresponden con las
características de transmisión del sensor particular 61. De este
modo, el oxímetro se puede usar con una variedad de sensores que
tengan LED que emitan longitudes de onda de luz variables sin
recalibración. El sensor 61 se acopla de manera separada al monitor
del oxímetro 62 por medio de un conector. En el documento
US-4621643 se describe un ejemplo de dicha
combinación de sensor de oxímetro.
Los datos recibidos desde el sensor se procesan
de acuerdo con el esquema mostrado en la figura 2. Se pueden
procesar usando un aparato del tipo descrito en el documento
US-5348004. En los pasos iniciales del proceso, 1,
2, se toma el logaritmo natural de los datos (generalmente de los
LED rojos e infrarrojos) y los datos son filtrados paso banda (paso
1). Los datos filtrados pueden ser procesados por medio de
algoritmos para el cálculo de la saturación de oxígeno. Los
algoritmos para procesar los datos filtrados pueden hacer uso del
filtrado de Kalman (paso 11), con y sin promediado mandado cardíaco
(paso 9). Estas técnicas de filtrado se tratan en la publicación
mencionada anteriormente "Introduction to Random Signals and
Applied Kalman Filtering".
Usando el filtrado de Kalman, un parámetro
x que vaya a ser estimado (por ejemplo, la saturación de
oxígeno o la frecuencia del pulso) varía con el tiempo de alguna
manera predecible. Si el valor de x es conocido en alguna
muestra en el tiempo, entonces en la siguiente muestra, puede
esperarse que x tenga una pequeña variación o ninguna
variación con respecto al valor anterior. Q es la varianza de
esta diferencia. El parámetro x no se mide directamente. Lo
que se mide realmente es un parámetro z que es igual a
x veces una constante H más el ruido de la medida.
R es la varianza de este ruido de medida. Rescribiendo todo
esto
x_{k} =
x_{k-1} +
n_{k}{}^{Q}
z_{k} = H_{k}x_{k} +
n_{k}{}^{R}
La capacidad para estimar el valor de x
conociendo z y la última estimación de x está
relacionada con los dos ruidos cuantificados por R y
Q. El filtro de Kalman cuantifica los dos ruidos en un
parámetro denominado el error de estimación, P. El filtro de
Kalman usa también un término intermedio denominado la ganancia de
Kalman, K. P_{0}^{-1} se inicializa con un valor de cero.
Después, en cada nuevo punto de datos k, se realizan los
siguientes pasos:
P_{k}{}^{-1} =
P_{k-1}{}^{-1} +
H_{k}{}^{2}R_{k}{}^{-1}
K_{k} =
P_{k}H_{k}R_{k}{}^{-1}
x_{k} =
x_{k-1} + K_{k} (z_{k} -
H_{k}x_{k-1})
P_{k+1} = P_{k} +
Q_{k}
Con el filtro de Kalman (paso 11), se permite que
la saturación varíe, y el modelo se divide en dos partes. La primera
parte es
v_{k} = u_{k}s_{k} +
n_{k}{}^{R}
Esto es, la relación de los datos transformados
preprocesados es el valor de la saturación excepto para el ruido de
medida. La expansión de los datos da una medida en tiempo real de la
varianza del ruido. La segunda parte dice que la saturación promedio
no cambia en el tiempo, pero si cambia, la desviación estándar del
cambio es alguna velocidad de cambio observable Q^{1/2}
constante. Esto es, la segunda ecuación es
s_{k} =
s_{k-1} +
n_{k}{}^{Q}
Esta segunda ecuación da al filtro de Kalman la
capacidad para reconocer que si cambia la saturación 10 puntos en
dos segundos, por ejemplo, debe ser debido al ruido de medida. El
filtro de Kalman promedia entonces la saturación calculada más con
los valores anteriores para que el cambio esté más en línea con lo
que se espera de la fisiología. En contraste, si el cambio está
dentro de los límites, el filtro de Kalman promediará muy poco.
El valor de R se estima a partir de la
diferencia entre v y us sobre los últimos N puntos, donde el
usuario especifica el valor de N. En una realización, el modelo de
Kalman para la saturación da también menos peso a las partes más
pequeñas de un pulso, más peso a las partes más grandes y suma un
pequeño valor incremental a la varianza real para representar el
error inherente en el sistema de medida (por ejemplo, ruido
hardware).
En un segundo filtro de Kalman (paso 12), el
filtro de Kalman limita los cambios para la derivada con respecto al
tiempo de la saturación. Las ecuaciones para este filtro dicen que
el valor esperado de la derivada con respecto al tiempo de la
saturación debería ser estadísticamente invariable con el
tiempo.
\frac{dx_{k}}{dt} =
\frac{dx_{k-1}}{dt} +
n_{k}^{Q}
\frac{dz_{k}}{dt} =
\frac{dx_{k}}{dt} +
n_{k}^{R}
donde z es la estimación de la saturación
del primer filtro de Kalman, y x es la estimación de la
saturación tras limitar los cambios a su derivada temporal. En esta
realización, el parámetro n^{Q} se prefiere que sea elegido
para que corresponda con la segunda derivada de la velocidad de
cambio observada, y n^{R} se estima a partir de los datos.
En la forma general del filtro de Kalman, estos dos filtros
independientes se podrían combinar en un solo filtro. Mediante la
separación de los mismos, se elimina la necesidad de usar álgebra
matricial y cada filtro de Kalman es capaz de ser probado de manera
separada.
El ruido de medida se estima centrando una
ventana alrededor de los valores de datos que se estén usando. Este
centrado da una estimación más precisa del ruido, pero retarda la
salida del filtro de Kalman en la mitad de la longitud de la
ventana. Cuando se usa una segunda ventana, aparece que el filtro
puede responder rápidamente al movimiento, yendo y viviendo, y el
segundo retardo mitad en la estimación de la saturación no es
cíclicamente significativo.
Se puede aplicar un algoritmo CGA de Kalman en
serie con un algoritmo de saturación de Kalman (pasos 8, 9). El
procesador CGA de Kalman promedio de manera óptima pulsos o formas
de onda de pletismógrafo sucesivos para crear una forma de onda de
pletismógrafo óptimamente filtrada. La primera ecuación más abajo
correla la forma de pletismógrafo medida con la forma de onda de
pletismógrafo promediada excepto para el ruido de medida.
z_{k} = x_{k} +
n_{k}{}^{Q}
El valor de Q se estima a partir de los datos. De
acuerdo con la siguiente ecuación, el nuevo pulso no puede
diferenciarse del pulso de pletismógrafo promediado en más de algún
porcentaje aceptable.
x_{k} =
x_{k-N} +
n_{k}{}^{R}
El modelo de promediado mandado cardíaco de
Kalman promedia de manera automática más puntos de datos si la forma
de onda entrante varía de manera significativa, además tiene la
capacidad de actualizarse rápidamente si la forma de onda obedece a
las suposiciones basadas en la variación fisiológica esperada. El
promediado mandado cardíaco de Kalman representa una mejora
significativa sobre procedimientos de la técnica anteriores del
cálculo de la saturación como los usados en los oxímetros
disponibles de la marca Nellcor Incorporated bajo las marcas
registradas N200 y N3000, y como se describe en el documento
US-4802486. La figura 4 muestra un ejemplo de las
entradas y de las salidas de un filtro de Kalman de acuerdo con una
realización de la invención. La forma de onda de disparo 100 es
proveniente de la onda R de un ECG o de un procedimiento de cálculo
de frecuencia de pulso. La forma de onda de datos brutos 102 está a
veces completamente corrupta por el movimiento, pero por promediado
variable, la técnica de promediado mandado cardíaco de Kalman es
capaz de conservar la forma de onda filtrada 104 con un aspecto
completamente regular. El residuo estimado 106 se correla bien en el
tiempo con el ruido sobre los datos medidos.
Se entenderá que la técnica de promediado mandado
cardíaco de Kalman se puede usar para dar forma a los pulsos de
datos de oximetría para el procesado por medio de una técnica de
cálculo de saturación CLS, la técnica de cálculo de la saturación de
Kalman o por medio de una técnica alternativa. Cualquier realización
podría usar una frecuencia de pulso ECG o una frecuencia de pulso
generada por un algoritmo que procese los datos del oxímetro cuando
se active el promediado mandado cardíaco. La técnica de cálculo de
la saturación de Kalman se puede usar sin la técnica de promediado
mandado cardíaco de Kalman.
Con referencia de nuevo a la figura 2, se
calculan dos valores de saturación a partir de los datos del filtro
paso banda. Un valor de saturación se obtiene usando un filtro
armónico (paso 7) y un filtro de Kalman con promediado mandado
cardíaco usando disparadores de una forma de onda ECG. El filtro
armónico (paso 7) filtra de manera digital las formas de onda de IR
y del rojo de forma que solamente se permite el paso por el filtro
de la energía que esté a múltiplos enteros de la frecuencia
cardíaca. La respuesta del filtro armónico (paso 7) varía con la
señal de la frecuencia cardíaca que se le suministra para atenuar la
energía de movimiento y de ruido que no se encuentra a la frecuencia
cardíaca. En esta disposición, el algoritmo de filtrado posterior
por CGA Kalman (paso 9) y/o cálculo de la saturación (paso 11)
descrito más adelante aplica la misma ponderación y promediado tanto
al flujo de datos IR como al flujo de datos del rojo en base al
flujo de datos filtrado.
El segundo valor de saturación se obtiene por
medio de la aplicación de un filtro de Kalman (paso 11). En
contraste con el primer filtro de Kalman con promediado mandado
cardíaco que se basa en evento, el segundo filtro se basa en el
tiempo. El segundo filtro funciona sobre los datos provenientes del
filtro paso banda y sobre los datos provenientes del primer filtro.
Antes de la aplicación del segundo filtro, los puntos de datos que
dan como resultado un cálculo de la saturación imposible (por
ejemplo, saturación negativa) son rechazados (paso 10). Después de
la aplicación del segundo filtro, se elige el mejor valor de
saturación de acuerdo con los niveles de confianza asociados con
cada valor (paso 12).
El valor de saturación tras el segundo filtro se
visualiza después del posprocesado apropiado para determinar si se
va a visualizar y cómo se va a visualizar (paso 14). Se pueden
estimar los niveles de confianza en la saturación de oxígeno a
partir de las métricas disponibles de los algoritmos realizados
sobre los datos del oxímetro, determinando qué saturación se puede
considerar la adecuada. Por ejemplo, se puede determinar el nivel de
confianza dependiente de la vejez de la señal de la que se está
calculando el nivel de saturación y la desviación de ese nivel desde
un valor estimado.
Claims (27)
1. Un procedimiento de reducción de los efectos
del ruido en un sistema para medir un parámetro fisiológico,
comprendiendo el procedimiento los pasos de:
- (a)
- generar una pluralidad de medidas derivadas de al menos una longitud de onda de energía electromagnética transmitida a través de tejido vivo;
- (b)
- comparar las medidas seleccionadas con al menos una característica de medida esperada;
- (c)
- asignar uno de una pluralidad de pesos variables a cada medida seleccionada en base al paso de comparación generando de ese modo una pluralidad de medidas ponderadas de manera diferente; y
- (d)
- promediar una pluralidad de las medidas ponderadas de manera diferente para obtener una medida filtrada para su uso en la estimación del parámetro fisiológico.
2. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que un número de las medidas ponderadas
de manera diferente promediadas varía en respuesta al paso de
asignación.
3. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que se promedian un primer número de
medidas ponderadas de manera diferente para obtener la medida
filtrada, variando el primer número de acuerdo con los pesos
asignados a una pluralidad de sucesivas medidas ponderadas de manera
diferente en el paso de asignación, y en el que, se generan, sobre
el tiempo, una pluralidad de medidas filtradas para cada longitud de
onda.
4. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la pluralidad de medidas comprende un
primer y un segundo conjunto de medidas correspondientes a una
primera y una segunda longitudes de onda, respectivamente, y en el
que los pasos de comparación y de asignación son realizados sobre el
primer conjunto de medidas, y además comprendiendo el paso de
asignación al segundo conjunto de medidas, pesos idénticos a los
asignados al primer conjunto de medidas, obteniendo de ese modo
medidas filtradas independientes para cada una de la primera y
segunda longitudes de onda.
5. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la pluralidad de pesos variables se
obtienen combinando datos de al menos dos longitudes de onda.
6. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que el peso variable asignado a cada
medida seleccionada está basado en parte en una velocidad de cambio
entre la medida seleccionada y la medida anterior.
7. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que dicho paso de generación
comprende:
- (a)
- tomar el logaritmo de una señal representativa de al menos una longitud de onda de energía electromagnética, generando de ese modo una primera señal; y
- (b)
- filtrado paso banda de la primera señal, generando de ese modo una segunda señal de la que se derivan la pluralidad de medidas.
8. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 7, en el que dicho paso de generación comprende
además la normalización de la segunda señal, generando de ese modo
una tercera señal de la que se derivan la pluralidad de medidas.
9. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 8, en el que dicho paso de generación comprende
además el tomar la derivada de la tercera señal, generando de ese
modo una cuarta señal de la que se derivan la pluralidad de
medidas.
10. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la similitud entre cada medida
seleccionada y la medida previa correspondiente se compara con un
valor esperado.
11. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 10, en el que el valor esperado corresponde a un
modelo fisiológico.
12. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 10, en el que el valor esperado corresponde a una
velocidad de cambio entre una pluralidad de correspondientes medidas
previas.
13. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la correspondiente medida previa
corresponde a una medida filtrada.
14. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la al menos una característica de
medida esperada comprende una predicción correspondiente a al menos
una medida previa filtrada.
15. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que las medidas seleccionadas comprenden
señales digitales.
16. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la pluralidad de medidas generadas en
el paso (a) corresponden a una serie de pulsos cardíacos.
17. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que los pesos variables de las
mencionadas medidas ponderadas generadas comprenden una pluralidad
de números diferentes distintos de cero.
18. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, en el que la pluralidad de medidas generadas en
el paso (a) están basadas en el tiempo y no están controladas por
evento.
19. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 18, en el que cada medida filtrada basada en el
tiempo corresponde a un valor actual de una relación de relaciones
que es representativa de la saturación de oxígeno de la hemoglobina
de la sangre arterial.
20. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 18, en el que cada medida filtrada basada en el
tiempo corresponde a un valor actual de la saturación de oxígeno de
la hemoglobina de la sangre.
21. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 20, en el que la al menos una característica de
medida esperada comprende una constante representativa de una
velocidad de cambio del valor de saturación de oxígeno.
22. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 18, en el que la pluralidad de medidas basadas en
el tiempo se normalizan antes del paso de comparación, reduciendo de
ese modo los efectos del ruido correspondientes al artefacto de
movimiento en alguna de las medidas basadas en el tiempo.
23. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, que incluye la provisión de una señal
indicativa de la al menos una longitud de onda de energía
electromagnética.
24. Un procedimiento como el que se reivindica en
la reivindicación 1, que incluye el paso de filtrar los datos
correspondientes a la mencionada longitud de onda de energía
electromagnética de forma que se atenúe la energía de movimiento y
de ruido que no esté a múltiplos enteros de una frecuencia cardíaca
del paciente.
25. Un aparato para reducir los efectos del ruido
en un sistema para medir un parámetro fisiológico,
comprendiendo:
- (a)
- un medio para generar una pluralidad de medidas derivadas de al menos una longitud de onda de energía electromagnética transmitida a través de tejido vivo;
- (b)
- un medio para comparar las medidas seleccionadas con al menos una característica de medida esperada;
- (c)
- un medio para asignar uno de una pluralidad de pesos variables a cada medida seleccionada en base al paso de comparación generando de ese modo una pluralidad de medidas ponderadas de manera diferente; y
- (d)
- un medio para promediar una pluralidad de las medidas ponderadas de manera diferente para obtener una medida filtrada para su uso en la estimación del parámetro fisiológico.
26. Un aparato como el que se reivindica en la
reivindicación 25, que incluye un medio para calibrar el sistema
para medir el parámetro fisiológico en respuesta a una señal
indicativa de la al menos una longitud de onda de energía
electromagnética.
27. Un aparato como el que se reivindica en la
reivindicación 25, que incluye un sensor con un emisor para la
mencionada al menos una longitud de onda de energía
electromagnética, un medio sensor para detectar la energía
electromagnética y para generar una primera señal representativa de
la misma, un medio para acoplar de manera separada el sensor a un
oxímetro y para comunicar señales entre el sensor y el oxímetro, y
un medio para proporcionar una segunda señal indicativa de la al
menos una longitud de onda de energía electromagnética.
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