ES2342945T3 - Pulsioximetro y procedimiento para determinar la saturacion de oxigeno y la frecuencia cardiaca. - Google Patents
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Abstract
Un procedimiento para procesar señales en un pulsioxímetro para determinar la saturación de oxígeno y la frecuencia del pulso, que comprende: recibir formas de onda correspondientes a dos longitudes de onda de luz diferentes de un paciente; calcular el promedio de conjunto de dichas formas de onda en un primer calculador (E2) del promedio de conjunto y/o filtrar paso bajo dichas formas de onda en un primer filtro (E2) paso bajo; calcular una frecuencia del pulso basándose en una salida de dicho primer calculador (E1) del promedio de conjunto y/o dicho primer filtro (E2) paso bajo, respectivamente; normalizar dichas formas de onda para producir formas de onda normalizadas; calcular el promedio de conjunto de dichas formas de onda normalizadas en un segundo calculador (E1) del promedio de conjunto y/o filtrar paso bajo dichas formas de onda normalizadas en un segundo filtro (E1) paso bajo, respectivamente; y calcular una saturación de oxígeno basándose en una salida de dicho segundo calculador (E1) del promedio de conjunto.
Description
Pulsioxímetro y procedimiento para determinar la
saturación de oxígeno y la frecuencia cardiaca.
La presente invención se refiere a oxímetros y,
en particular, al cálculo del promedio de conjunto de pulsos en una
forma de onda detectada a partir de un pulsioxímetro.
La pulsioximetría se usa normalmente para medir
diversas características bioquímicas de la sangre incluyendo, pero
sin limitarse a, la saturación de oxígeno en sangre de hemoglobina
en sangre arterial, el volumen de las pulsaciones de la sangre
individuales que alimenta al tejido y la frecuencia de las
pulsaciones de la sangre correspondientes a cada latido cardiaco de
un paciente. La medición de estas características se ha llevado a
cabo mediante el uso de un sensor no invasivo que dispersa la luz a
través de una parte del tejido del paciente en la que la sangre
perfunde el tejido y, de manera fotoeléctrica, detecta la absorción
de luz en tal tejido. La cantidad de luz absorbida a diversas
longitudes de onda se usa entonces para calcular la cantidad de
constituyente sanguíneo que está midiéndose.
La luz dispersada a través del tejido se
selecciona para ser de una o más longitudes de onda que se absorben
por la sangre en una cantidad representativa de la cantidad del
constituyente sanguíneo presente en la sangre. La cantidad de luz
transmitida dispersada a través del tejido variará según la cantidad
variable de constituyente sanguíneo en el tejido y la absorción de
luz relacionada. Para medir el nivel de oxígeno en sangre, los
sensores de este tipo se han dotado normalmente de una fuente de
luz adaptada para generar luz de al menos dos longitudes de onda
diferentes, y de fotodetectores sensibles a ambas longitudes de
onda, según técnicas conocidas para medir la saturación de oxígeno
en sangre.
Los sensores no invasivos conocidos incluyen
dispositivos que se sujetan a una parte del cuerpo, tal como un
dedo, una oreja o el cuero cabelludo. En animales y seres humanos,
el tejido de estas partes del cuerpo se perfunde con sangre y la
superficie del tejido es fácilmente accesible para el sensor.
N-100. La tecnología
N-100, que data aproximadamente de 1985, aceptaba o
rechazaba pulsos basándose en la historia del pulso del tamaño de
pulsos, forma del pulso, tiempo esperado de aparición (frecuencia) y
relación de R/IR.
En particular, el N-100 hallaba
pulsos buscando un máximo de señal, seguido por un punto de
pendiente negativa máxima, a continuación un mínimo. El
procesamiento se realizaba en una máquina de estados denominada
"procesador" (munch). No se calificaba cada máximo
hasta que la señal pasaba por debajo de un umbral de ruido,
denominado puerta de ruido. Ésta actuaba como un filtro adaptativo,
puesto que el nivel de la puerta de ruido se ajustaba mediante
retroalimentación a partir de una etapa de procesamiento posterior
para adaptarlo a diferentes amplitudes de señal esperadas. Entonces
se aceptaban o rechazaban los pulsos en un proceso de "nivel 3"
que era un filtro que se adaptaba a señales variables comparando la
amplitud, el periodo y la relación de relaciones (relación de rojo
a IR), expresándose rojo e IR como una relación de CA a CC) de un
nuevo pulso con la media de valores en una memoria intermedia
histórica, determinándose entonces si la diferencia está dentro de
un nivel de confianza. Si se aceptaba el nuevo pulso, se
actualizaba la memoria intermedia histórica con los valores para el
nuevo pulso. El proceso de nivel 3 actuaba como un filtro paso
banda adaptativo, adaptándose la frecuencia central y el ancho de
banda (límites de confianza) mediante retroalimentación a partir de
la salida del filtro.
N-200. El
N-200 mejoró el N-100 puesto que
podía sincronizarse con un ECG, e incluía filtrado de ECG. El
N-200 también añadía interpolación para compensar
un desplazamiento de la referencia entre el momento de la medición
del máximo y el mínimo del pulso. El N-200 incluía
también otras características de filtrado, tales como un filtro de
impulsos rectangulares (boxcar) que calculaba la media de un
número variable de muestras de señales.
El N-200, tras diversas etapas
de filtrado y ajuste a escala, aplica las señales digitalizadas a un
filtro de impulsos rectangulares, que calcula la media de N
muestras, donde N se establece mediante retroalimentación a partir
de una etapa de procesamiento posterior según la frecuencia cardiaca
filtrada. Se promedian nuevas muestras en el filtro de impulsos
rectangulares, mientras que se eliminan las muestras más antiguas.
La longitud de impulso rectangular (N) se usa para establecer tres
parámetros: un umbral de pulso, un pulso de mínimo absoluto y un
pulso pequeño. A continuación, un filtro de cálculo del promedio de
conjunto (también conocido como "barra deslizante"
(slider)) produce un promedio ponderado de las nuevas
muestras y la muestra de promedio de conjunto previa a partir de un
periodo de pulso anterior. A continuación se pasan las muestras a
una máquina de estados de tipo "procesador" y a una puerta de
ruido, como el N-100. Se añade una característica
de interpolación al proceso de N-100, para compensar
los cambios en el nivel de referencia. Puesto que el mínimo y el
máximo aparecen en diferentes momentos, una referencia variable
puede aumentar o disminuir el mínimo y no el máximo, o
viceversa.
El "cálculo del promedio de conjunto" es
una parte integral de C-Lock que es la marca
comercial de NELLCOR para el proceso de promediar muestras a partir
de múltiples pulsos en conjunto para formar un pulso compuesto.
Este proceso se conoce también como "sistema para promediar la
señal del pulso". Requiere un evento de "activación" para
marcar el inicio de cada pulso.
La patente estadounidense de Conlon n.º
4,960,126 da a conocer un cálculo del promedio de conjunto en el que
se asignan diferentes pesos a diferentes pulsos y se usa una forma
de onda de pulso promediado compuesto para calcular la saturación
de oxígeno. El N-100 descrito anteriormente se
describe en la patente estadounidense n.º 4,802,486. Aspectos del
N-200 se describen en las patentes estadounidenses
n.º 4,911,167 (Corenman) y n.º 5,078,136 (Stone). El documento
US-A-2002/0045806 da a conocer el
filtrado paso banda para la determinación de la frecuencia del
pulso y el cálculo del promedio de conjunto para el cálculo de la
saturación de oxígeno.
Un objetivo de la presente invención es
proporcionar un procedimiento y un pulsioxímetro para procesar
señales para determinar la saturación de oxígeno y la frecuencia
del pulso. Este objetivo puede conseguirse mediante el
procedimiento y el pulsioxímetro según las reivindicaciones
independientes. Mejoras adicionales se definen en las
reivindicaciones dependientes.
La presente invención se refiere al uso de dos
calculadores del promedio de conjunto independientes para procesar
una forma de onda detectada para su uso en el cálculo de la
saturación de oxígeno y una frecuencia del pulso. El calculador del
promedio de conjunto usado para calcular la saturación de oxígeno
opera sobre una señal que se ha normalizado, mientras que el
calculador del promedio de conjunto para el cálculo de la frecuencia
del pulso opera sobre una señal que no se ha normalizado. Obsérvese
que las formas de onda correspondientes a ambas longitudes de onda
deben normalizarse en la misma cantidad, tal como la amplitud de
pulso IR, para conservar la relación de relaciones para el cálculo
de la saturación de oxígeno.
El uso de una señal sin normalización para la
frecuencia del pulso mejora la capacidad del software para rechazar
artefactos que son sustancialmente más grandes que los pulsos
fisiológicos, tales como un artefacto de movimiento. El uso de una
señal sin normalización para la frecuencia del pulso evita perder un
pulso debido a la normalización.
Las métricas elegidas para los dos trayectos a
través de los dos calculadores del promedio de conjunto pueden
variarse para optimizar el cálculo del promedio de conjunto para los
cálculos de la saturación de oxígeno o la frecuencia del pulso. Por
ejemplo, se usa un umbral inferior para una métrica para detectar
pulsos arrítmicos cuando se usa para calcular la frecuencia del
pulso, en comparación con el cálculo de la saturación de oxígeno.
Además, una métrica para una relación de la amplitud del pulso a
corto plazo será pequeña cuando el artefacto de movimiento se haya
reducido, y se le da más peso en el cálculo de la frecuencia del
pulso que en el cálculo de la saturación de oxígeno (la relación de
la amplitud del pulso a corto plazo es amplitud del pulso
actual/amplitud del pulso previo).
La figura 1 es un diagrama de bloques de un
sistema de oximetría que incorpora una realización de la
invención.
La figura 2 es un diagrama de los bloques de
procesamiento de software de un oxímetro que incluye una realización
de la presente invención.
La figura 3 es un diagrama que muestra la
creación de un pulso compuesto.
La figura 4 es un diagrama del rendimiento del
cálculo del promedio de conjunto.
Las figuras 5-7 son diagramas de
máquinas de estados para actualizar determinadas variables en una
memoria intermedia de pulsos compuestos.
La figura 1 ilustra una realización de un
sistema de oximetría que incorpora la presente invención. Un sensor
10 incluye LED rojos e infrarrojos y un fotodetector. Están
conectados mediante un cable 12 a una placa 14. La corriente de
excitación de LED se proporciona por una interfaz 16 de excitación
de LED. La fotocorriente recibida desde el sensor se proporciona a
una interfaz 18 I-V. A continuación se proporcionan
las tensiones de rojo e IR a una interfaz 20
sigma-delta que incorpora la presente invención. La
salida de la interfaz 20 sigma-delta se proporciona
a un microcontrolador 22 que incluye un convertidor A/D de 10 bits.
El controlador 22 incluye memoria flash para un programa, y
memoria EEPROM para datos. El procesador también incluye un chip 24
de controlador conectado a una memoria 26 flash. Finalmente,
se usa un reloj 28 y se proporciona una interfaz 30 para una
calibración digital en el sensor 10. Un ordenador 32 central
independiente recibe la información procesada, y recibe una señal
analógica en una línea 34 para proporcionar una visualización
analógica.
Sumario del diseño El diseño de la
presente invención pretende tratar con ruido no deseado. Se miden
métricas de señal y se usan para determinar ponderación de filtro.
Las métricas de señal indican si un pulso es probablemente un ruido
del pletismógrafo, tal como frecuencia (si está en el intervalo de
la frecuencia cardiaca humana), forma (si tiene la forma de un
pulso cardiaco), tiempo de subida, etc. Una técnica similar se usó
en el Nellcor N200, descrito en los antecedentes de esta solicitud.
El nuevo diseño añade una serie de diferentes características y
variaciones, tales como el uso de dos calculadores del promedio de
conjunto tal como se reivindica en la presente invención.
Detalles de la arquitectura se muestran en el
diagrama de la figura 2. Este diseño calcula tanto la saturación de
oxígeno como la frecuencia del pulso, que se describen por separado
a continuación.
A. Acondicionamiento de la señal - Las
señales de IR y rojo digitalizadas se reciben y se acondicionan en
este bloque (1) calculando la primera derivada para eliminar el
desplazamiento de la referencia, (2) mediante filtrado paso bajo
con coeficientes fijos y (3) dividiendo entre un valor de CC para
conservar la relación. La función del subsistema de
acondicionamiento de la señal es resaltar las frecuencias más altas
que aparecen en el pletismógrafo para seres humanos y atenuar las
frecuencias bajas en las que habitualmente se concentra el
artefacto de movimiento. El subsistema de acondicionamiento de la
señal selecciona sus coeficientes de filtro (banda ancha o
estrecha) basándose en características de hardware identificadas
durante la inicialización.
Entradas - señales de rojo e IR
digitalizadas
Salidas - señales de rojo e IR previamente
procesadas
B. Identificación y calificación del
pulso - Las señales de rojo e IR filtradas paso bajo y
digitalizadas se proporcionan a este bloque para identificar
pulsos, y calificarlos como pulsos probablemente arteriales. Esto
se realiza usando una red neural previamente entrenada, y se realiza
principalmente en la señal IR. El pulso se identifica examinando su
amplitud, forma y frecuencia, tal como se realizaba en el Nellcor
N-100. Una entrada a este bloque es el periodo de
pulso promedio desde el bloque D. Esta función es similar al
N-100, que cambiaba la calificación inicial usando
la frecuencia del pulso. La salida indica el grado de arritmia y la
calidad del pulso individual.
Entradas - (1) Señales de rojo e IR previamente
procesadas, (2) Periodo de pulso promedio, (3) Formas de onda paso
bajo del filtro paso bajo.
Salidas - (1) Grado de arritmia, (2) variaciones
de amplitud del pulso, (3) calidad del pulso individual, (4)
Notificación del pitido del pulso, (5) Periodos y antigüedad del
pulso calificado.
C. Calcular métricas de calidad de señal
- Este bloque determina la forma del pulso (desviación oblicua de
derivada), variabilidad del periodo, amplitud y variabilidad del
pulso, variabilidad de la relación de relaciones y contenido en
frecuencia en relación con la frecuencia del pulso.
Entradas - (1) Señales de rojo e IR
digitalizadas sin procesar, (2) grado de arritmia, calidad del pulso
individual, variación de la amplitud del pulso (3) señales de rojo
e IR previamente procesadas, (4) periodo de pulso promedio.
Salidas - (1) Pesos de filtro de cálculo del
promedio de conjunto y paso bajo, (2) métricas para detector de
sensor apagado, (3) Formas de onda normalizadas previamente
procesadas, (4) modulación porcentual.
D. Promediar periodos de pulso. Este
bloque calcula el periodo de pulso promedio a partir de los pulsos
recibidos.
Entradas - Antigüedad y periodos del pulso
calificado.
Salidas - Periodo de pulso promedio.
E1. Filtro paso bajo y cálculo del promedio
de conjunto - El bloque E1 filtra paso bajo y calcula el
promedio de conjunto de la señal acondicionada por el bloque A, y
normalizada por el bloque C, para la identificación de la
frecuencia del pulso. Los pesos para el filtro paso bajo se
determinan mediante el bloque C de métricas de señal. También se
calcula un promedio de conjunto de la señal (esto atenúa las
frecuencias que no son de interés próximas a la frecuencia del
pulso y sus armónicos), determinándose también los pesos del filtro
de cálculo del promedio de conjunto por el bloque C de métricas de
señal. Se asigna menos peso si la señal se marca como degradada. Se
asigna más peso si la señal se marca como arrítmica porque el
cálculo del promedio de conjunto no es apropiado durante la
arritmia. Rojo e IR se procesan por separado, aunque con los mismos
pesos de filtrado. El filtrado se retarda aproximadamente un segundo
para permitir calcular primero las métricas de señal.
Los filtros usan pesos variables de manera
continua. Si no va a calcularse un promedio de conjunto de las
muestras, la ponderación para las muestras previas filtradas se
ajusta a cero en el promedio ponderado, y las nuevas muestras se
siguen procesando a través del código. Este bloque realiza un
seguimiento de la antigüedad de la señal, la cantidad de filtrado
acumulada (suma de tiempos de respuesta y retardos en el
procesamiento). Se marcará un resultado demasiado antiguo (si no se
han detectado pulsos buenos durante un tiempo).
Entradas - (1) Señales de rojo e IR normalizadas
previamente procesadas, (2) periodo de pulso promedio, (3) pesos de
filtro paso bajo y pesos de filtro de cálculo del promedio de
conjunto, (4) activadores de ECG, si están disponibles, (5) IR
fundamental para activadores de cruce por cero.
Salidas - (1) Señales de rojo e IR filtradas,
(2) antigüedad.
F. Estimar correlación de formas de onda
filtradas y calcular peso de promediado - Se usa una métrica de
ruido similar a la usada en los N100 y N200 descritos
anteriormente, y no se usa retroalimentación. La ponderación
variable para el filtro se controla mediante la varianza de relación
de relaciones. El efecto de este filtrado de peso variable es que
la relación de relaciones cambia lentamente a medida que aumenta el
artefacto y cambia rápidamente a medida que disminuye el artefacto.
El subsistema tiene dos modos de respuesta. El filtrado en el modo
rápido tiene como objetivo una métrica de antigüedad de 3 segundos.
La antigüedad objetivo es de 5 segundos en el modo normal. En el
modo rápido, la ponderación mínima del valor actual se recorta a un
nivel más alto. Dicho de otro modo, se asigna un peso bajo al
cálculo de relación de relaciones más reciente si existe ruido, y
un peso alto si no existe ruido.
Entradas - (1) señales de rojo e IR filtradas y
antigüedad, (2) coeficientes de calibración, (3) modo de respuesta
(ajustes de velocidad de usuario).
Salidas - peso de promediado para el cálculo de
la relación de relaciones.
H. Calcular saturación - La saturación se
calcula usando un algoritmo con los coeficientes de calibración y
la relación de relaciones promediada.
Entradas - (1) Relación de relaciones
promediadas, (2) coeficientes de calibración.
Salidas - Saturación.
\vskip1.000000\baselineskip
E2. Filtro paso bajo y cálculo del promedio
de conjunto - El bloque E2 filtra paso bajo y calcula el
promedio de conjunto de la señal acondicionada por el bloque A,
para la identificación de la frecuencia del pulso. Los pesos para
el filtro paso bajo se determinan mediante el bloque C de métricas
de señal. También se calcula un promedio de conjunto de la señal
(esto atenúa las frecuencias que no son de interés próximas a la
frecuencia del pulso y sus armónicos), determinándose también los
pesos del filtro de cálculo del promedio de conjunto por el bloque
C de métricas de señal. Se asigna menos peso si la señal se marca
como degradada. Se asigna más peso si la señal se marca como
arrítmica porque el filtrado no es apropiado durante la arritmia.
Rojo e IR se procesan por separado. El proceso de este bloque se
retarda aproximadamente un segundo para permitir calcular primero
las métricas de señal.
Los filtros usan pesos variables de manera
continua. Si no va a calcularse un promedio de conjunto de las
muestras, la ponderación para las muestras previas filtradas se
ajusta a cero en el promedio ponderado, y las nuevas muestras se
siguen procesando a través del código. Este bloque realiza un
seguimiento de la antigüedad de la señal, la cantidad de filtrado
acumulada (suma de tiempos de respuesta y retardos en el
procesamiento). Se marcará un resultado demasiado antiguo (si no se
han detectado pulsos buenos durante un tiempo).
Entradas - (1) señales de rojo e IR previamente
procesadas, (2) periodo de pulso promedio, (3) pesos de filtro paso
bajo y pesos de filtro de cálculo del promedio de conjunto, (4)
activadores de ECG, si están disponibles, (5) IR fundamental para
activadores de cruce por cero.
Salidas - (1) Señales de rojo e IR filtradas,
(2) antigüedad.
I. Identificación y calificación del pulso
filtrado - Este bloque identifica y califica periodos de pulso
a partir de las formas de onda filtradas, y sus resultados se usan
sólo cuando se rechaza un pulso por el bloque B.
Entradas - (1) señales de rojo e IR filtradas y
antigüedad, (2) periodo de pulso promedio, (3) ID de hardware o
piso de ruido, (4) tipo de sensor.
Salidas - antigüedad y periodos del pulso
calificado.
J. Promediar periodos de pulso y calcular
frecuencia del pulso - Este bloque calcula la frecuencia del
pulso y el periodo de pulso promedio.
Entradas - Antigüedad y periodos del pulso
calificado.
Salidas - (1) periodo de pulso promedio, (2)
frecuencia del pulso.
\vskip1.000000\baselineskip
K. Detectar pulso venoso - El bloque K
recibe como entradas la señal de rojo e IR previamente procesada y
la antigüedad desde el bloque A, y la frecuencia del pulso y
proporciona una indicación de pulso venoso como salida. Este
subsistema produce una forma de onda de IR fundamental en el dominio
de tiempo usando un filtro de peine de una sola púa que se entrega
a los filtros de cálculo del promedio de conjunto.
Entradas - (1) señales de rojo e IR filtradas y
antigüedad, (2) frecuencia del pulso.
Salidas - Indicación del pulso venoso, IR
fundamental
\vskip1.000000\baselineskip
L. Detectar sensor apagado y pérdida de
amplitud del pulso - El subsistema de detección de pérdida del
pulso y sensor apagado usa una red neural previamente entrenada
para determinar si el sensor está separado del paciente. Las
entradas a la red neural son métricas que cuantifican varios
aspectos del comportamientos de los valores de IR y rojo durante
los últimos segundos. Las muestras se ignoran por muchos de los
subsistemas del algoritmo mientras el estado de la señal no es ni
pulso presente ni sensor quizás apagado. Los valores de la variable
de estado de señal son: "Pulso presente, Desconectado, Pérdida de
pulso, Sensor quizás apagado y Sensor apagado".
Entradas - (1) métricas, (2) servoajustes e ID
centrales
Salidas - Estado de señal incluyendo indicación
de sensor apagado.
\vskip1.000000\baselineskip
Subsistema de cálculo del promedio de
conjunto. La función del subsistema de cálculo del promedio de
conjunto es filtrar sus flujos de entrada con una ponderación
variable, y entregar formas de onda que están menos distorsionadas
por el ruido o un artefacto de movimiento. La reducción del grado de
artefacto en las formas de onda filtradas permite una estimación de
la saturación o la frecuencia más robusta durante el movimiento o
ruido.
El subsistema de cálculo del promedio de
conjunto requiere entradas de IR y rojo en cada muestra que sean de
media cero a lo largo de varios pulsos.
En primer lugar las muestras de entrada se
filtran paso bajo por IIR con un peso recibido del subsistema de
métricas de señal (Peso_LPF) y a continuación se almacenan en
una memoria intermedia con retardo de un segundo.
Promedia las muestras de IR y de rojo de orden i
del pulso de entrada retardado un segundo actual con las muestras
de orden i del pulso compuesto previo para formar las muestras de
orden i del pulso compuesto actual. El activador para iniciar el
comienzo de un periodo de pulso se deriva de (en orden de prioridad)
la entrada OndaR_producida y la entrada de periodo promedio
(Periodo_óptico). El peso dado a la muestra actual frente a
la muestra correspondiente del pulso previo se determina por el
valor del valor Peso_cálculo del promedio_de conjunto
recibido del subsistema de métricas de señal.
Este pulso compuesto está menos distorsionado
por ruido o artefacto de movimiento que los pulsos de entrada del
filtro. La figura 3 es una ilustración conceptual de cómo los pulsos
se promedian en conjunto para formar el pulso compuesto.
El subsistema recibe y califica activadores, que
deben ser sincrónicos con el latido cardiaco. Los activadores se
califican como activadores de onda R a partir del subsistema de
calificación de onda R cuando están disponibles. Cuando los
activadores de onda R no están disponibles, los activadores se
generan internamente a partir de la entrada de periodo promedio a
partir del subsistema de cálculo de la frecuencia del pulso
(Periodo_óptico). Se considera que un "pulso" se inicia
en cada activador calificado y finaliza en el siguiente activador
calificado. De este modo, se usan activadores consecutivos para
definir el periodo de cálculo del promedio de conjunto.
La figura 4 muestra una representación de la
respuesta del subsistema a una serie de pulsos corrompidos por un
artefacto de movimiento. Las líneas verticales son activadores de
onda R. La salida filtrada restablece el tamaño y la forma
aproximados de los pulsos de entrada. La cantidad de promediado
aumenta a medida que aumenta el artefacto de movimiento tal como se
determina por el Peso_cálculo del promedio_de conjunto
recibido a partir del subsistema de métricas de señal.
La figura 4 es un ejemplo de la ponderación
variable del subsistema de cálculo del promedio de conjunto. Los
activadores de onda R marcan el inicio de cada pulso. La línea de
entrada de IR muestra pulsos corrompidos por un artefacto de
movimiento. La línea de IR filtrada es una composición de múltiples
pulsos que restablece en gran medida la forma y el tamaño de pulso
originales. IR filtrado se retarda un segundo respecto a la entrada
de IR.
Filtro paso bajo - Las formas de onda de
entrada de IR y rojo se filtran por IIR usando un peso
(Peso_LPF) recibido a partir del subsistema de métricas de
señal, de la siguiente manera:
Durante la inicialización del subsistema, el
peso se ajusta por defecto a 1,0.
Memoria intermedia con retardo de un
segundo - Las Formas de onda _paso bajo de IR y rojo
(junto con su estatus y antigüedad asociados) y la entrada
OndaR_producida se almacenan en memorias intermedias de un
segundo de duración (Entradas_IR, Entradas_rojo,
Entrada_válida, Entradas_antigüedad,
Entradas_ondaR).
Marca de tiempo - La marca de tiempo
(Ctr_tiempo_actual) es simplemente un contador de 32 bits que
se inicializa a 0 y a continuación se aumenta cada periodo de
muestra. Se almacenan varios valores recibidos junto con sus marcas
de tiempo para reconstruir su antigüedad.
Memoria intermedia de pesos de conjunto -
Los cuatro últimos Pesos_cálculo del promedio_de conjunto
recibidos y sus marcas de tiempo se almacenan en la Memoria
intermedia_de cálculo del promedio_de conjunto y la Marca de
tiempo_de peso_de conjunto. Esto permite asociar cada entrada en
las memorias intermedias con un retardo de un segundo con su peso
correcto. Siempre que las entradas retardadas se recuperan de las
memorias intermedias con un retardo de un segundo, el peso de
conjunto asociado se ajusta al peso más antiguo en esta memoria
intermedia que es al menos tan reciente como la muestra retardada
(marca de tiempo de peso + un segundo \geq
Ctr_tiempo_actual).
Calificación de activador - El subsistema
selecciona su activador a partir de una de dos entradas:
OndaR_producida o Periodo_óptico. OndaR_producida es el
activador por defecto. Antes de usar OndaR_producida como
activador, pasa a través de la memoria intermedia con un retardo de
un segundo mencionada anteriormente para sincronizarse con las
muestras de rojo e IR retardadas. Los activadores basados en la
entrada Periodo_óptico a partir del subsistema de cálculo de
la frecuencia del pulso sólo se califican cuando no se han recibido
activadores de onda R durante al menos cinco segundos. Este periodo
de espera se considera suficiente para determinar que no hay
activadores de onda R disponibles. A continuación, el primer
activador del Periodo_óptico se retarda hasta el primer
cruce por cero de la forma de onda de entrada
WF_activador_óptico del subsistema. Posteriormente, el
activador se deriva sólo a partir del Periodo_óptico.
Modelo de cálculo del promedio de
conjunto - El subsistema recibe muestras de entrada de rojo e IR
y un activador para indicar el inicio de cada pulso. Obsérvese que
las entradas de rojo e IR ya se han filtrado paso bajo y se han
hecho pasar a través de la memoria intermedia con un retardo de un
segundo. Estima la componente pulsátil de su muestra de entrada
actual promediando la muestra de orden i del pulso actual con la
muestra de orden i del pulso estimado previo.
Por tanto, la salida del filtro es una
composición de múltiples pulsos, que se calcula a medida que se
recibe cada muestra. El filtro tiene la respuesta de frecuencia de
un filtro de peine que sólo deja pasar frecuencias en o cerca de la
frecuencia del pulso y sus armónicos. La cantidad de promediado
determina el ancho de las "púas" del filtro de peine.
El filtro supone que el valor de muestra de
orden i del pulso actual es aproximadamente igual a la muestra de
orden i del pulso previo. Obsérvese que i es una función rampa
del tiempo, t, que tiene un valor de cero en cada activador
calificado y aumenta en cada muestra posterior.
Ecuaciones de filtro de cálculo del promedio
de conjunto y variables intermedias - El filtro de cálculo del
promedio de conjunto usa el Peso_cálculo del promedio_de
conjunto, w, que se suministra por el subsistema de métricas de
señal. La siguiente ecuación muestra las etapas básicas que deben
llevarse a cabo en la muestra de orden i de cada pulso:
donde z^{'}_{1} indica el
valor de z_{i} desde hace un pulso. z_{i} es la
salida con filtrado de conjunto del subsistema. Todas las
z_{i} se almacenan en la memoria intermedia de pulsos
compuestos. x_{t} es la muestra de salida más reciente de
la memoria intermedia con un retardo de un segundo. Todas las
variables en la ecuación 1 son
escalares.
Memorias intermedias de pulsos compuestos
- Los pulsos de rojo e IR compuestos se almacenan en memorias
intermedias de pulsos compuestos independientes. El índice, i, se
restaura al inicio de las memorias intermedias cuando se recibe un
activador y a continuación se aumenta para cada muestra.
Las memorias intermedias deben ser lo
suficientemente largas como para almacenar un pulso de 20 BPM más un
10 por ciento de margen para permitir una variabilidad de la
frecuencia del pulso. Por tanto, las memorias intermedias se
actualizan con al menos 1,1 pulsos compuestos consecutivos a 20 BPM
y dos pulsos compuestos en la mayoría de frecuencias del pulso. Si
i va más allá del final de la memoria intermedia, debe
suspenderse el procesamiento normal hasta el siguiente activador,
tiempo durante el cual las salidas del filtro serán idénticas a sus
entradas.
Cuando el intervalo entre activadores se hace
más largo, puede ser que las memorias intermedias de pulsos
compuestos no contengan muestras recientes para promediar al final
de un pulso.
La muestra de orden j del pulso compuesto
se calcula en cada muestra, donde j= i+m y m es el
número de muestras entre los activadores calificados actual y
previo, es decir el periodo de pulso. Obsérvese que j, al
igual que i, es una función rampa de t.
Para j, se modifica la ecuación (1) de
modo que:
Se usa el mismo valor de w para calcular
z_{i} y z_{j}. Cuando j alcanza el final de
la memoria intermedia, debe suspenderse el cálculo de
z_{j} hasta que j vuelva a ser válido.
El cambio de periodos de pulso puede producir
pequeñas discontinuidades en la salida del subsistema después de
recibir cada activador. Un procesamiento especial durante las
primeras cuatro muestras tras un activador reduce este efecto. La
muestra de salida filtrada se interpola entre la salida convencional
(ecuación 1) y el segundo pulso compuesto (ecuación 1b), de modo
que la salida filtrada es respectivamente el 80%, 60%, 40% y 20% de
z_{j} en estas muestras. Si el segundo pulso compuesto no
está disponible, se usa en su lugar la forma de onda de
entrada.
Inicialización, reinicialización, vaciado y
muestras ignoradas - Hasta haber recibido dos activadores más
una segunda muestra, j carece de significado y z_{j}
no se calcula.
El subsistema tiene dos procedimientos para
recuperarse de una interrupción en el procesamiento. Cuando
transcurren más de cinco segundos entre activadores, el subsistema
se "vacía" en el siguiente activador calificado. La operación
de vaciado ajusta todas las variables constantes del subsistema a
sus valores iniciales, con la excepción de las siguientes variables
que son esenciales para activar la calificación y mantener las
memorias intermedias con retardo de un segundo:
1. La marca de tiempo actual del subsistema.
2. Los tiempos que han transcurrido desde el
último activador de onda R y el último activador calificado.
3. La muestra de Forma de onda_de
activador_óptico anterior, usada para detectar cruces por
cero.
4. El estado de la máquina de estados de
calificación de activadores.
5. Memorias intermedias de entrada con retardo
de un segundo
6. Memoria intermedia de Peso_cálculo del
promedio_de conjunto
\vskip1.000000\baselineskip
Esta operación de "vaciado" se realiza
porque esta condición será poco frecuente y puede indicar una
interrupción larga en el procesamiento. Las salidas del filtro
también son idénticas a las entradas del filtro siempre que i
sobrepase el final de la memoria intermedia de pulsos
compuestos.
Cuando se ignora (no se procesa) una muestra
debido a la falta de una entrada válida para periodos por debajo de
cinco segundos, la memoria intermedia de pulsos compuestos permanece
invariable y las salidas del subsistema se marcan como no válidas.
Cuando se reanuda el procesamiento y si Periodo_óptico es
diferente de cero, los índices de la memoria intermedia se
restauran a lo que deberían haber sido hace un número entero de
periodos de pulso y se restauran las memorias intermedias con
retardo de un segundo. Esto se realiza porque la memoria intermedia
de pulsos compuestos debería seguir conteniendo una representación
precisa de pulsos actuales tras una breve interrupción en el
procesamiento. El subsistema se "vacía" si la estimación de
Periodo_óptico es cero (no válida) o las muestras se ignoran
durante al menos cinco segundos. Se espera que la mayor parte de
"muestras ignoradas" se deba a los ajustes en la ganancia del
amplificador o la intensidad luminosa de LED del oxímetro, lo que
normalmente tarda menos de dos segundos. Las ecuaciones para
restaurar los índices son las siguientes:
Periodos_transcurridos =
int(Duración_interrupción/Periodo_óptico)
Muestras_en_periodo_fraccionario =
Duración_interrupción-periodos_transcurridos*
Periodo_óptico
Nuevo_índice = redond(Índice_i +
Muestras_en_periodo_fraccionario) o si Nuevo_índice
\geq Periodo_óptico,
Nuevo_índice = redond(Índice_i +
Muestras_en_periodo_fraccionario-Periodo_óptico)
j = Nuevo_índice + j-Índice_i,
siempre que j no haya sobrepasado ya, y no sobrepasaría, la
memoria intermedia de pulsos compuestos.
Índice_i = Nuevo_índice, siempre que
Índice_i no haya sobrepasado ya, y no sobrepasaría, la
memoria intermedia de pulsos compuestos.
\vskip1.000000\baselineskip
El subsistema de cálculo del promedio de
conjunto se reinicializa cuando el subsistema de detección de sensor
apagado y pérdida de pulso determina que se ha vuelto a adquirir un
pulso después de estar ausente durante un periodo de tiempo
prolongado, o cuando un sensor está conectado.
"Reinicialización" significa que TODAS las variables continuas
del subsistema se ajustan a sus valores iniciales. Esto se realiza
porque los dos eventos que invocan la reinicialización hacen
probable que la representación del pulso anterior del subsistema de
cálculo del promedio de conjunto ya no sea actual.
\newpage
Los intervalos de tiempo transcurridos desde la
onda R y el último activador calificado aumentan en muestras
ignoradas. Las ondas R o cruces por cero que se producen durante las
muestras ignoradas no se usan para calificar activadores.
Los diagramas de transición de estado de las
figuras 5-7 muestran las máquinas de estados para
actualizar cada uno de los dos pulsos mantenidos en las memorias
intermedias de pulsos compuestos y sus índices.
Métrica de antigüedad - El subsistema
recibe la antigüedad en muestras, Entradas_{t}_antigüedad
de sus entradas de rojo e IR y entrega la antigüedad,
Salida_{i}_antigüedad, de sus salidas de pulsos compuestos.
Para cada muestra, Salida_{i}_antigüedad, se aumenta por el
tiempo transcurrido desde que se actualizó por última vez y a
continuación se promedia con Entradas_{t}_antigüedad,
usando el peso de filtro (Peso_cálculo del promedio_de
conjunto), w, que se usa para actualizar las formas de
onda compuestas. La fórmula para Salida_{i}_antigüedad
es:
donde m es el número de muestras desde que
Salida_{i}_antigüedad se actualizó por última vez y
N es el número de muestras en un segundo. La marca de tiempo
en la que se actualiza cada Salida_antigüedad) debe
almacenarse para calcular m.
El subsistema también debe actualizar
Salida_{j}_antigüedad. La fórmula para
Salida_{j}_antigüedad es como la anterior, excepto en que
j se sustituye con i.
El subsistema debe aumentar una marca de tiempo
actual (Ctr_tiempo_actual) cada muestra, incluyendo las
muestras ignoradas.
Cuando se vacía o se reinicializa el subsistema,
todas las entradas en la memoria intermedia Salida_antigüedad
se reinicializan a Entradas_{t}_antigüedad. Además, todas
las entradas en la memoria intermedia para las marcas de tiempo en
las que se actualizaron las entradas Salida_antigüedad se
ajustan a la marca de tiempo actual menos 1. Estas etapas se llevan
a cabo para garantizar que los valores Salida_antigüedad no
son más antiguos que el tiempo transcurrido desde que el sistema se
vació o reinicializó.
La instancia de cálculo del promedio de conjunto
cuyas formas de onda se usan para la calificación del pulso y la
frecuencia del pulso usa Peso_LPF_frecuencia, que depende
únicamente del contenido en frecuencia. El caso de cálculo del
promedio de conjunto cuyas formas de onda se usan para calcular la
relación de relaciones y la saturación usa Peso_LPF_sat, que
también depende de si la métrica Varianza_RdR sería mejor
(menor) con la adición de filtrado paso bajo. Estos pesos oscilarán
entre 0,1 y 1,0, y no aumentarán más del 0,05 en ninguna etapa.
Cuando se notifica al subsistema que el
subsistema de identificación y calificación del pulso ha finalizado
la evaluación de un pulso potencial, el subsistema actualiza los
pesos de cálculo del promedio de conjunto, usados por las
instancias del subsistema de cálculo del promedio de conjunto. Se
calculan pesos independientes para las dos instancias de cálculo
del promedio de conjunto cuyas salidas se usan en el cálculo de la
saturación y la frecuencia del pulso. Estos pesos se basan en parte
en métricas proporcionadas por la instancia del subsistema de
identificación y calificación de pulsos de cuyas formas de onda
introducidas NO se han calculado promedios de conjunto.
Las ecuaciones para Peso_filtro_de cálculo
del promedio_de conjunto_sat son las siguientes:
Peso_filtro_cálculo del promedio_de
conjunto_sat = max(Peso_filt_basado_varianza_RdR,
Peso_filt_mín_arr_ para_sat)*
Peso_filtro_cálculo del promedio_de
conjunto_sat = mín(Peso_filtro_cálculo del promedio_de
conjunto_sat, 1,0) donde unir (a, b, c) indica
mín(max(a, b), c).
Las ecuaciones anteriores dan como resultado un
peso por defecto de 0,5 para valores bajos de las varianzas de
relación de relaciones. Varianza_RdR_corta y
Varianza_RdR_cal_pulso se calculan ambas durante un intervalo
de tres segundos. El intervalo para Varianza_RdR_cal_pulso
finaliza con la calificación o rechazo del pulso más reciente, que
habitualmente incluiría las muestras más recientes. El peso se
reduce por las varianzas de relación de relaciones altas, y por
valores altos de Relación_amp_pulso_largo plazo que
normalmente indicarían artefacto de movimiento.
Peso_filt_mín_arr_para_sat impone un valor mínima al peso de
cálculo del promedio de conjunto (intervalo
0,05-0,55) basándose principalmente en
Var_periodo, que cuantifica el grado de arritmia. Esto se
realiza porque el cálculo del promedio de conjunto no es eficaz para
pulsos que tienen periodos diferentes. Si el pulso más reciente
recibió una buena Puntuación_cal_pulso, esto puede aumentar
el valor máximo de Peso_filtro_cálculo del promedio_de
conjunto_sat de 0,5 a 1,0.
Las ecuaciones para Peso_filtro_cálculo del
promedio_de conjunto_frecuencia son las siguientes:
Prob_arr = (Var_periodo -
0,07)/(0,20-0,07)
Peso_filt_mín_arr_para_frecuencia = 0,05
+ 0,5 * unir(Prob_arr, 0, 1,0)
si Relación_amp_pulso_corto plazo *
Relación_amp_pulso_largo plazo < 1,0
si Periodo_prom > 0
x =
x*unir(Puntuación_cal_pulso*Periodo_pulso_calificado /
Periodo_prom, 1,0, 3,0)
Peso_filtro_cálculo del promedio_de
conjunto_frecuencia = mín(x, 1,0)
Estas ecuaciones difieren de aquéllas para
Peso_filtro_cálculo del promedio_de conjunto_sat por lo
siguiente:
Los umbrales usados para calcular
Prob_arr son algo menores, porque es deseable que los pulsos
arrítmicos no se vean afectados por el cálculo del promedio de
conjunto antes de la calificación del pulso.
Los valores pequeños Relación_amp_pulso_corto
plazo indican normalmente que justo se ha eliminado el artefacto
de movimiento, lo que significa que el peso de cálculo del promedio
de conjunto puede aumentarse rápidamente. Se ha descubierto que
esto es empíricamente beneficioso para la calificación del pulso,
pero no para el filtrado de relación de relaciones y el cálculo de
la saturación.
a) Si el corazón se salta un latido, con o sin
arritmia anterior, el Periodo_pulso_calificado más largo que
el promedio que resulta aumentará el peso de cálculo del promedio de
conjunto, para no afectar al latido que se ha saltado respecto a la
calificación del pulso posterior.
Periodo_prom - Periodo de pulso promedio
notificado por el subsistema de cálculo de la frecuencia del
pulso
Relación_amp_pulso_largo plazo -
Cuantifica la amplitud del último pulso en comparación con la
amplitud del pulso histórica. La proporciona el subsistema de
identificación y calificación de pulsos. Valores sustancialmente
mayores de 1,0 son en general indicativos de artefacto de
movimiento, y dan como resultado Pesos_filtro_de cálculo del
promedio_de conjunto menores.
Var_periodo - Métrica de variabilidad de
periodo a partir del subsistema de identificación y calificación de
pulsos. Usada para calcular la extensión de la arritmia.
Varianza_RdR_cal_pulso - Métrica de
Varianza_RdR a partir del subsistema de identificación y
calificación de pulsos. Por ejemplo, un valor de 0,10 indicaría que
la diferencia promedio entre periodos de pulsos consecutivos es del
10% del Periodo_prom.
Puntuación_cal_pulso - Puntuación
calculada por la red neural de calificación de pulsos en el
subsistema de identificación y calificación de pulsos. Cero es
extremadamente malo y 1,0 es excelente.
Periodo_pulso_calificado - Periodo de
pulso más reciente calificado por el subsistema de identificación y
calificación de pulsos.
Relación_amp_pulso_corto plazo -
Cuantifica la amplitud del último pulso en comparación con la
amplitud del pulso anterior.
\vskip1.000000\baselineskip
Relación_frecuencia - Relación de
Contenido_frecuencia_IR_media a frecuencia del pulso.
Varianza_RdR_LPF - Cuantifica la
variabilidad de relación de relaciones. Calculada por una ventana de
9 segundos a partir de Formas de onda_ajustadas a
escala_LPF.
Peso_LPF_frecuencia - Peso de filtro paso
bajo que va a usarse por la instancia del subsistema de cálculo del
promedio de conjunto que procesa previamente las formas de onda
usadas para la calificación del pulso y el cálculo de la frecuencia
del pulso.
Varianza_RdR - Cuantifica la variabilidad
de relación de relaciones. Calculada por una ventana de 9 segundos
a partir de Formas de onda_ajustadas a escala. Un valor de
0,10 indicaría que los valores de relación de relaciones de muestra
a muestra difieren del valor de relación de relaciones medio en un
promedio del 10% del valor de relación de relaciones medio.
Peso_filtro_cálculo del promedio_de
conjunto_sat - Peso de cálculo del promedio de conjunto que va a
usarse por la instancia del subsistema de cálculo del promedio de
conjunto que procesa previamente las formas de onda usadas para la
calificación del pulso y el cálculo de la frecuencia del pulso.
Peso_LPF_sat - Peso de filtro paso bajo
que va a usarse por la instancia del subsistema de cálculo del
promedio de conjunto que procesa previamente las formas de onda
usadas para la calificación del pulso y el cálculo de la frecuencia
del pulso.
Formas de onda_ajustadas a escala -
Versiones ajustadas a escala de Formas de
onda_procesadas_previamente de rojo e IR.
Varianza_RdR_corta - Cuantifica la
variabilidad de relación de relaciones. Calculada por una ventana de
3 segundos a partir de Formas de onda_ajustadas a
escala.
\vskip1.000000\baselineskip
Prob_arr - Probabilidad de arritmia que
limitaría la cantidad de cálculo del promedio de conjunto. Basada
en Var_periodo, con un umbral que es específico para cada uno
de los dos Pesos_filtro_de cálculo del promedio_de
conjunto.
Peso_filt_mín_arr_para_frecuencia,
Peso_filt_mín_arr_para_sat - Valores mínimos para los dos
Pesos_filtro_de cálculo del promedio_de conjunto, basados en
sus valores Prob_arr respectivos.
Formas de onda_ajustadas a escala_LPF -
Versión filtrada paso bajo de Formas de onda_ajustadas a
escala, usada para calcular Varianza_RdR_LPF.
Contenido_frecuencia_IR_media -
Estimación del contenido en frecuencia medio de la forma de onda de
entrada de IR.
Peso_filt_basado_varianza_RdR - Componente para
Pesos_filtro_de cálculo del promedio_de conjunto basada en
métricas de Varianza_RdR y Relación_amp_pulso_largo
plazo.
Claims (14)
1. Un procedimiento para procesar señales en un
pulsioxímetro para determinar la saturación de oxígeno y la
frecuencia del pulso, que comprende:
- recibir formas de onda correspondientes a dos longitudes de onda de luz diferentes de un paciente;
- calcular el promedio de conjunto de dichas formas de onda en un primer calculador (E2) del promedio de conjunto y/o filtrar paso bajo dichas formas de onda en un primer filtro (E2) paso bajo;
- calcular una frecuencia del pulso basándose en una salida de dicho primer calculador (E1) del promedio de conjunto y/o dicho primer filtro (E2) paso bajo, respectivamente;
- normalizar dichas formas de onda para producir formas de onda normalizadas;
- calcular el promedio de conjunto de dichas formas de onda normalizadas en un segundo calculador (E1) del promedio de conjunto y/o filtrar paso bajo dichas formas de onda normalizadas en un segundo filtro (E1) paso bajo, respectivamente; y
- calcular una saturación de oxígeno basándose en una salida de dicho segundo calculador (E1) del promedio de conjunto.
\vskip1.000000\baselineskip
2. El procedimiento según la reivindicación 1,
que comprende además:
- calcular dicho promedio de conjunto usando pesos variables;
- seleccionar primeras métricas para dicho primer calculador (E2) del promedio de conjunto para optimizar dicho cálculo de una frecuencia del pulso; y
- seleccionar segundas métricas para dicho segundo calculador (E1) del promedio de conjunto para optimizar dicho cálculo de una saturación de oxígeno.
\vskip1.000000\baselineskip
3. El procedimiento según la reivindicación 2,
en el que dichas primeras y segundas métricas incluyen ambas una
métrica de arritmia para detectar un pulso arrítmico, teniendo dicha
métrica de arritmia para dichas primeras métricas, en conexión con
el cálculo de una frecuencia del pulso, un umbral asociado inferior
para reconocer una arritmia que dicha métrica arrítmica para dichas
segundas métricas.
4. El procedimiento según la reivindicación 2,
en el que dichas primeras y segundas métricas incluyen ambas una
métrica a corto plazo que es una medida de cambios a corto plazo en
la amplitud del pulso;
aumentando dicho primer calculador del promedio
de conjunto un peso de cálculo del promedio de conjunto en
respuesta a una disminución a corto plazo en la amplitud del pulso
más rápido que dicho segundo calculador (E1) del promedio de
conjunto.
5. El procedimiento según una de las
reivindicaciones anteriores, que comprende además:
- seleccionar primeras métricas para dicho primer filtro (E2) paso bajo para optimizar dicho cálculo de una frecuencia del pulso; y
- seleccionar segundas métricas para dicho segundo filtro (E1) paso bajo para optimizar dicho cálculo de una saturación de oxígeno.
\vskip1.000000\baselineskip
6. El procedimiento según la reivindicación 5,
en el que:
- el peso de filtrado paso bajo asociado con dicho primer filtro (E2) paso bajo se basa en una métrica de relación de frecuencia que cuantifica el contenido en frecuencia de dichas formas de onda con respecto a una estimación de la frecuencia del pulso.
7. El procedimiento según la reivindicación 5,
en el que:
- un peso de filtrado paso bajo para dicho segundo filtro (E1) paso bajo se basa en
- una métrica de relación de frecuencia que cuantifica el contenido en frecuencia de dichas formas de onda con respecto a una estimación de la frecuencia del pulso de esa métrica, y
- una métrica de varianza de relación de relaciones independiente.
\vskip1.000000\baselineskip
8. Un procedimiento para procesar señales en un
pulsioxímetro para determinar la saturación de oxígeno según una de
las reivindicaciones anteriores, que comprende además la etapa
de:
- procesar una nueva forma de onda tras una activación de periodo de pulso para calcular el promedio de conjunto con una forma de onda promedio histórica; y
- cuando dicha nueva forma de onda difiere de dicha forma de onda promedio histórica en más de un umbral predeterminado, interpolar entre la nueva forma de onda y la forma de onda promedio histórica para algunas primeras muestras de una nueva forma de onda promedio histórica compuesta.
9. El procedimiento según la reivindicación 8,
en el que dichas algunas primeras muestras son cuatro muestras, y
dichas interpolaciones son al 80%, 60%, 40% y 20% de la diferencia
entre la nueva forma de onda y la forma de onda promedio
histórica.
10. Un pulsioxímetro para determinar la
saturación de oxígeno y la frecuencia del pulso, que comprende:
- un detector (10) para recibir formas de onda correspondientes a dos longitudes de onda de luz diferentes de un paciente;
- un primer calculador (E2) del promedio de conjunto y/o un primer filtro (E1) paso bajo para promediar y/o filtrar, respectivamente, las formas de onda recibidas;
- un calculador (J) de la frecuencia del pulso, acoplado a una salida de dicho primer calculador (E2) del promedio de conjunto y/o dicho primer filtro (E2) paso bajo, respectivamente;
- un normalizador (C) acoplado a dicho detector (10) para normalizar dichas formas de onda para producir formas de onda normalizadas;
- un segundo calculador (E1) del promedio de conjunto y/o un segundo filtro (E1) paso bajo para promediar y/o filtrar, respectivamente, las formas de onda normalizadas; y
- un calculador (H) de la saturación de oxígeno acoplado a una salida de dicho segundo calculador (E1) del promedio de conjunto y/o dicho segundo filtro (E1) paso bajo, respectivamente.
\vskip1.000000\baselineskip
11. El pulsioxímetro según la reivindicación 10,
que comprende además:
- en el que dichos calculadores (E1; E2) del promedio de conjunto están configurados para calcular el promedio de conjunto usando pesos variables;
- un calculador (C) de métrica de calidad de señal configurado para proporcionar primeras métricas para dicho primer calculador (E2) del promedio de conjunto para optimizar dicho cálculo de una frecuencia del pulso, y segundas métricas para dicho segundo calculador (E1) del promedio de conjunto para optimizar dicho cálculo de una saturación de oxígeno.
\vskip1.000000\baselineskip
12. El pulsioxímetro según una de las
reivindicaciones anteriores 10-11, que comprende
además:
- en el que dichos filtros (E1; E2) paso bajo están configurados para calcular el promedio de conjunto usando pesos variables;
- un calculador (C) de métrica de calidad de señal configurado para proporcionar primeras métricas para dicho primer filtro (E2) paso bajo para optimizar dicho cálculo de una frecuencia del pulso, y segundas métricas para dicho segundo filtro (E1) paso bajo para optimizar dicho cálculo de una saturación de oxígeno.
\vskip1.000000\baselineskip
13. El pulsioxímetro según una de las
reivindicaciones anteriores 10-12, en el que:
- el peso de filtrado paso bajo asociado con dicho primer filtro (E2) paso bajo se basa en una métrica de relación de frecuencia que cuantifica el contenido en frecuencia de dichas formas de onda con respecto a una estimación de la frecuencia del pulso.
\newpage
14. El pulsioxímetro según una de las
reivindicaciones anteriores 10-12, en el que:
- un peso de filtrado paso bajo para dicho segundo filtro (E1) paso bajo se basa en
- una métrica de relación de frecuencia que cuantifica el contenido en frecuencia de dichas formas de onda con respecto a una estimación de la frecuencia del pulso de esa métrica, y
- una métrica de varianza de relación de relaciones independiente.
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