TWI505816B - 血氧飽和度檢測方法及裝置 - Google Patents

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血氧飽和度檢測方法及裝置
本發明關於醫療器械領域，特別是一種血氧飽和度測量裝置，尤其是一種在具有運動干擾條件下的血氧飽和度檢測方法及裝置。
基於紅外光和近紅外光的雙波長非侵入式血氧飽和度檢測技術已被大量應用於臨床。非侵入式血氧飽和度檢測技術基於動脈血液的光的吸收量隨動脈波動而變化的原理，在透射式血氧飽和度檢測中，當透光區域動脈血管搏動時，動脈血液對光的吸收量將隨之變化，稱為交流量；而皮膚、肌肉、骨骼等其他組織對光的吸收是恒定不變的，稱為直流量。採用雙波長法測量血氧飽和度，需要先計算比率值R，然後通過定標曲線的方式來計算出血氧飽和度。
比率R的計算公式如下所示： 其中ACR 、ACIR 分別是紅光和近紅外光信號的交流量，DCR 、DCIR 分別是紅光和近紅外光信號的直流量。
目前對於R值的計算一般採用波峰-波峰法。由於脈搏波波形具有週期性，在每個週期內都存在一個最大值和一個最小值，在該週期內 尋找兩組光的最大值和最小值就能計算兩組光的交流量，從而計算出該週期的R值。但是，如果脈搏波信號中帶有較強的干擾信號時，則在尋找脈搏波波形最大值和最小值時極易出現錯誤。特別是在救護車等實際臨床時，由於抖動導致手指與感測器之間發生位移，使脈搏波波形中出現大量干擾波形，在計算時就會導致最大值和最小值找尋錯誤。為解決運動干擾帶來的血氧計算錯誤問題，通常的做法是首先消除相關干擾雜訊，然後再尋找消噪後脈搏波波形的最大值和最小值。
關於消除脈搏波信號中運動干擾的信號處理方法，在很多文 獻中都有相關報導，譬如獨立成分分析法、適應性濾波對消法、卡爾曼濾波法、經驗模態分解法等。其中，已經成功商業化的方法中，Masimo公司在專利US5482036中所描述的適應性濾波對消法效果較好，其主要關鍵在於採用兩組光信號巧妙形成一個雜訊參考信號，並以此代入適應性濾波消除器模組，同時還包含一個回歸濾波器。
參考第1圖，為習知技術中的一種基於適應性濾波對消法來進行血氧的計算的流程圖，其過程一般包括以下幾個步驟：S110：對原始信號進行預處理；例如進行低通濾波消除高頻雜訊和基線漂移處理以及消除直流波動等。
S120：利用兩組光信號形成雜訊參考；為形成雜訊參考，一般需經過比較複雜的邏輯判斷與計算，例如包括傅立葉頻譜分析等。
S130：利用步驟S120所形成的雜訊參考進行適應性濾波去噪處理，以消除運動雜訊；這個過程的運算需經過反覆運算迴圈計算，運算量比較大，其中包括適應性濾波器和回歸濾波兩個部分。
S140：利用經過步驟S130處理過的兩組信號尋找極值，利用公式(1)以計算血氧值。
但此項技術的不足之處在於：由於涉及到適應性濾波以及傅立葉轉換等運算，因此對硬體平臺要求較高，實現起來相對比較複雜，從而導致成本較高。而目前血氧飽和度測量設備的小型化已成為一種趨勢，同時要求有較高的規格性能，對於在小型化血氧儀中實施上述演算法流程比較困難。
故，的確需要一種技術方案，能夠解決由於演算法流程複雜、對硬體平臺要求較高，在小型化血氧儀中實施比較困難的問題。
本發明所要解決的技術問題是，提供一種能夠消除運動干擾，保持較高精度的血氧飽和度測量的方法及裝置，實現運動干擾下的血氧飽和度準確測量，使硬體平臺小型化，從而使可擕式血氧儀也能實現抗運動干擾功能。
為了解決上述問題，本發明提供了一種信號的降噪方法，包括如下步驟：(1)計算原始信號中分離出的交流信號的初始時域能量；(2)根據預設的一第一濾波範圍對該交流信號進行濾波；(3)計算濾波後的該交流信號的第一時域能量；(4)判斷該第一時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第一閥值，若小於或等於該第一閥值，則完成信號的降噪。
為了解決上述問題，本發明還提供了一種血氧飽和度檢測方 法，包括如下步驟：(A)分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號，並分離出交流信號；(B)採用本發明該的信號的降噪方法分別對紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號中的交流信號進行降噪，消除該交流信號中的運動干擾能量；(C)計算降噪後的紅光交流信號時域能量和近紅外光交流信號時域能量的比值；(D)根據所獲得的時域能量比值計算血氧飽和度。
可選的，步驟(A)進一步包括：分別對該紅光和近紅外光 波段的脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號。
可選的，若該第一時域能量與該初始時域能量的比值大於該 第一閥值，則步驟(B)進一步包括：(B1)縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波；(B2)計算經步驟(B1)濾波後的該交流信號的第二時域能量；(B3)判斷該第二時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第二閥(threshold)值，其中該第二閥值小於該第一閥值，若小於或等於該第二閥值則完成信號的降噪，消除了該交流信號中的運動干擾能量，否則返回執行步驟(B1)。
為了解決上述問題，本發明還提供了一種血氧飽和度檢測裝 置，包括依次相連的採集模組、消除運動干擾能量模組、比值計算模組以及飽和度計算模組；該採集模組用於分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號，並分離出交流信號；該消除運動干擾能量模組用於採用本發明該的信號的降噪方法分別對紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號中的交流信號進行降噪，消除該交流信號中的運動干擾能量；該比值計算模組用於計算降噪後的紅光交流信號時域能量和近紅外光交流信號時域能量的 比值；該飽和度計算模組用於根據所獲得的時域能量比值計算血氧飽和度。
可選的，該採集模組進一步用於：分別對該紅光和近紅外光 波段的脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號。
可選的，該消除運動干擾能量模組進一步包括依次相連的第 一計算單元、濾波單元、第二計算單元以及判斷單元；該第一計算單元用於計算該交流信號的初始時域能量；該濾波單元用於根據預設的一第一濾波範圍對該交流信號進行濾波；該第二計算單元用於計算濾波後的該交流信號的第一時域能量；該判斷單元用於判斷該第一時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第一閥值，若小於或等於該第一閥值，則完成信號的降噪，消除了該交流信號中的運動干擾能量。
若該第一時域能量與該初始時域能量的比值大於該第一閥 值，則該濾波單元進一步用於縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波；該第二計算單元進一步用於計算經再次濾波後的該交流信號的第二時域能量；該判斷單元進一步用於判斷該第二時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第二閥值，其中該第二閥值小於該第一閥值，若小於或等於該第二閥值則完成信號的降噪，消除了該交流信號中的運動干擾能量，否則調用該濾波單元進一步縮小濾波範圍後再次濾波。
本發明的優點在於，採用時域能量的方法來判斷是否具有運 動干擾，並通過時域能量比值計算交流比值。當運動干擾頻率大於心跳所對應頻率時，血氧飽和度計算具有較高精度，能實現被測者運動情況下血 氧飽和度的較高精度的測量，同時提高了計算效率；本發明所需實施演算法相對比較簡單，對硬體平臺要求不高，有利於硬體平臺小型化，因此可以在小型可擕式血氧儀中實現抗運動干擾功能。
S110‧‧‧對原始信號進行預處理
S120‧‧‧利用兩組光信號形成雜訊參考
S130‧‧‧利用步驟S120所形成的雜訊參考進行自我調整濾波去噪處理，以消除運動雜訊
S140‧‧‧利用經過步驟S130處理過的兩路信號尋找極值，並計算血氧值
S210‧‧‧計算原始信號中分離出的所述交流信號的初始時域能量E
S220‧‧‧根據預設的一第一濾波範圍對所述交流信號進行濾波
S230‧‧‧計算濾波後的交流信號的第一時域能量E1
S240‧‧‧E1/E是否大於第一閾值M1
S250‧‧‧縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對所述交流信號進行濾波
S260‧‧‧計算經步驟S250濾波後的交流信號的第二時域能量E2
S270‧‧‧E2/E是否大於第二閾值M2
S410‧‧‧分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號，並分離出交流信號
S421‧‧‧計算所述交流信號的初始時域能量E
S422‧‧‧根據預設的一第一濾波範圍對所述交流信號進行濾波
S423‧‧‧計算濾波後的所述交流信號的第一時域能量E1
S424‧‧‧判斷E1與E的比值是否大於一預先設定的第一閾值M1，若E1/E小於或等於M1，則干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成
S430‧‧‧計算降噪後的紅光交流信號時域能量和近紅外光交流信號時域能量的比值
S440‧‧‧根據所獲得的時域能量比值計算血氧飽和度
61‧‧‧採集模組
62‧‧‧消除運動干擾能量模組
621‧‧‧第一計算單元
622‧‧‧濾波單元
623‧‧‧第二計算單元
624‧‧‧判斷單元
63‧‧‧比值計算模組
64‧‧‧飽和度計算模組
第1圖是習知技術中的一種基於適應性濾波對消法來進行血氧的計算的流程圖。
第2圖是本發明該信號的降噪方法的具體實施方式的流程圖。
第3圖是帶有運動干擾的脈搏波頻譜示意圖。
第4圖是本發明該血氧飽和度檢測方法的具體實施方式的流程圖。
第5A-5D圖是本發明該血氧飽和度檢測方法的一實施例的信號波形圖，其中第5A-5B圖分別為原始紅光信號以及原始近紅外光信號的波形圖，第5C-5D圖分別為紅光交流信號以及近紅外光交流信號的波形圖。
第6圖是本發明之血氧飽和度檢測裝置的具體實施方式的結構示意圖。
下面結合附圖對本發明提供的血氧飽和度檢測方法及裝置的具體實施方式做詳細說明。
首先結合附圖給出本發明該信號的降噪方法的具體實施方式。
第2圖所示是本具體實施方式提供的信號的降噪方法的流程 圖，接下來對第2圖所示的步驟做詳細說明。
S210：計算原始信號中分離出的交流信號的初始時域能量 E。
採集原始信號，對所採集到的原始信號進行消除基線漂移處 理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號；其中，該原始信號可以為脈搏波時域信號。對於一段脈搏波時域信號，除了理想脈搏波信號外，還包括背景光雜訊、基線漂移等低頻雜訊、電磁干擾等高頻雜訊、以及可能的各種抖動雜訊等。對於背景光雜訊，一般通過光遮罩和資料獲取中背景光扣除等方式可消除，而對於低頻和高頻雜訊，採用通常低通濾波、高通濾波或帶通濾波即能消除。因此，首先對脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理和消除高頻雜訊處理，然後再進行去直流處理，剩下部分即為脈搏波時域信號的交流部分。
S220：根據預設的一第一濾波範圍對該交流信號進行濾 波。該濾波包括帶通濾波、低通濾波以及低通濾波與帶通濾波相結合的濾波方式。
S230：計算濾波後的該交流信號的第一時域能量E1。
S240：判斷該第一時域能量E1與該初始時域能量E的比值是 否大於一預先設定的第一閥值M1，若E1/E小於或等於該第一閥值M1，則干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成。
在運動干擾情況下，脈搏波時域交流信號中的能量主要來自 兩個部分：理想脈搏波信號能量以及干擾頻率能量。由於運動干擾頻率大 於心跳所對應頻率，可以通過高階低通濾波或帶通濾波或者低通濾波與帶通濾波相結合的方式消除運動干擾頻率。在一段脈搏波時域交流信號內如果在經過濾波消除干擾頻率後，該段信號內脈搏波時域能量會大幅度減小。因此，可以比較濾波前後時域能量的大小，如果在濾波後時域能量大幅減小但同時保持相對較大的值，則說明時域能量中運動干擾的部分被消除，同時理想脈搏波信號能量被保留。
在本具體實施方式中，若該第一時域能量E1與該初始時域 能量E的比值大於該第一閥值M1，則該方法還至少包括步驟S250-S270。
S250：縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流 信號再次進行濾波。
S260：計算經步驟S250濾波後的該交流信號的第二時域能 量E2。
S270：判斷該第二時域能量E2與該初始時域能量E的比值是 否大於一預先設定的第二閥值M2，其中該第二閥值M2小於該第一閥值M1。若E2/E小於或等於該第二閥值M2則干擾頻率能量被消除信號的降噪完成；否則返回執行步驟S250。
在實際處理中，由於對理想脈搏波信號頻率以及干擾頻率都 未知，僅僅採用一次濾波處理很難消除運動干擾影響，可以採用逐次逼近的方法來消除可能的運動干擾。即，若E1/E大於該第一閥值M1，則縮小濾波範圍以及縮小相應的閥值，重新對交流信號進行濾波，並對濾波後的時域能量進行比較，直到時域能量中運動干擾的部分被消除。
接下來結合附圖給出本發明該血氧飽和度檢測方法的具體 實施方式。
在血氧飽和度計算中，主要在於兩組光信號交流比值的確 定。本發明提出採用時域能量的方法來判斷是否具有運動干擾，並通過時域能量比值計算交流比值。將脈搏波時域交流信號經傅立葉轉換到頻域，當存在運動干擾的情況下，脈搏波信號頻譜圖如圖3所示。
本發明的基本思想是：根據脈搏波時域信號的特徵和傅立葉 轉換的定義，兩組脈搏波時域信號頻譜上心跳頻率處振幅之比，近似等於兩組脈搏波時域信號的交流值比值。因此，進行R值計算時，可以採用兩組脈搏波時域信號頻譜上心跳頻率處振幅之比來替代交流量比值，從而可以避免在脈搏波時域信號中尋找最大值和最小值。對於兩組理想脈搏波信號，心跳頻率處振幅之比與心跳頻率2倍頻、3倍頻處振幅之比理論上相等。
同時，根據傅立葉轉換性質之Rayleigh定理：
其中f (s )為f (t )的傅立葉轉換，E為能量，這裡定義為時域能量，定義心跳頻率處紅光信號頻譜振幅與近紅外光頻譜振幅之比為M，在理想脈搏波情況下有如下關係(其中Red表示紅光，IRed表示近紅外光)：
利用公式(2)則有：
因此在理想脈搏波情況下可以在時域上直接採用兩組光時 域能量之比來近似替代兩組光信號的交流值比值。但是，在帶有運動干擾的條件下，顯然直接採用時域能量之比不可行，如果通過信號的降噪能消除時域能量中運動干擾的影響，則可以採用時域能量之比近似替代兩組光信號的交流值比值進行R值計算。
第4圖所示是本具體實施方式該血氧飽和度檢測方法的流程 圖，接下來對第4圖所示的步驟做詳細說明。
S410：分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號， 並分離出交流信號。
對於一段脈搏波時域信號，除了理想脈搏波信號外，還包括 背景光雜訊、基線漂移等低頻雜訊、電磁干擾等高頻雜訊、以及可能的各種抖動雜訊等；如第5A-5B圖所示，其中第5A圖為原始紅光信號的波形圖，第5B圖為原始近紅外光信號的波形圖。對於背景光雜訊，一般通過光遮罩和資料獲取中背景光扣除等方式可消除，而對於低頻和高頻雜訊，採用通常低通濾波、高通濾波或帶通濾波即能消除。因此，這裡應首先對脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理和消除高頻雜訊處理，然後再進行去直流處理，剩下部分即為脈搏波時域信號的交流部分，包括紅光交流部分和近紅外光交流部分；如第5C-5D圖所示，其中第5C圖為紅光交流信號的波形圖，第5D圖為近紅外光交流信號的波形圖。在進行去直流處理時，可以同時獲取脈搏波時域信號中紅光和近紅外光信號的直流量。
繼續參考第4圖，在步驟S421中：計算該交流信號的初始時 域能量E。該交流信號包括紅光交流信號和近紅外光交流信號。
S422：根據預設的一第一濾波範圍對該交流信號進行濾波。
由於運動干擾頻率大於心跳所對應頻率，該濾波可以採用帶通濾波、低通濾波以及低通濾波與帶通濾波相結合的濾波方式。本具體實施方式以帶通濾波為例，該第一濾波範圍可以設置為[0.5Hz，4.16Hz](對應脈搏跳動次數為每分鐘30-250次)。
S423：計算濾波後的該交流信號第一時域能量E1。
S424：判斷該第一時域能量E1與該初始時域能量E的比值是否大於一預先設定的第一閥值M1，若E1/E小於或等於該第一閥值M1，則干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成。其中，M1可以根據實際試驗測量結果設置。
步驟S421-S424所描述的方法即採用了第2圖對應實施方式該的信號的降噪方法分別對紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號中的交流信號進行降噪，從而消除該交流信號中的運動干擾能量。
在實際處理中，由於對心跳頻率以及干擾頻率都未知，僅採用一次高階低通或帶通濾波很難消除運動干擾影響。在本具體實施方式中，若該第一時域能量E1與該初始時域能量E的比值大於該第一閥值M1，則消除該交流信號中的運動干擾能量還需執行以下步驟(第4圖中未示出)。
B1)：縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波。例如，縮小帶通濾波範圍為[0.5Hz，3Hz]。
B2)：計算經步驟B1濾波後的該交流信號的第二時域能量E2。
B3)：判斷該第二時域能量E2與該初始時域能量E的比值是 否大於一預先設定的第二閥值M2，其中M2小於M1。若E2/E小於或等於M2，則說明干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成；若E2/E大於M2，則返回執行步驟B1進一步縮小濾波範圍，再次進行濾波來消除可能的運動干擾能量。
在運動干擾情況下，脈搏波時域交流信號中的能量主要來自 兩個部分：①理想脈搏波信號能量(其中心跳頻率能量占主導，二倍頻及以上部分能量占比少)；②干擾頻率能量。當運動干擾頻率大於心跳頻率時，則可以通過高階低通濾波或帶通濾波或者低通濾波與帶通濾波相結合的方式消除運動干擾頻率。在一段脈搏波時域交流信號內如果在經過濾波消除干擾頻率後，會大幅度減小，根據公式(2)即可知該段信號內脈搏波時域波形經過濾波後，其時域能量會大幅度減小。因此，可以比較在濾波前後時域能量的大小，如果在濾波後時域能量大幅減小但同時保持相對較大的值，則說明時域能量中運動干擾的部分被消除同時心跳頻率處能量被保留。
繼續參考第4圖，在步驟S430中：計算降噪後的紅光交流信 號時域能量和近紅外光交流信號時域能量的比值。當兩組光信號經過同樣的濾波處理後，則兩組光剩下時域能量之比值即近似等於兩組光信號的交流值比值之平方。
S440：根據所獲得的時域能量比值計算血氧飽和度。
根據所獲得的兩組光信號的時域能量比值，即可近似計算出 兩組光信號的交流值比值；再根據步驟S410中去直流處理同時獲取的兩組光信號的直流量，即可根據公式(1)計算出比率R，進而計算出血氧飽和 度；其中根據比率R計算出血氧飽和度可以採用習知的技術手段，此處不再贅述。
本發明採用時域能量的方法來判斷是否具有運動干擾，並通 過時域能量比值計算交流比值。當運動干擾頻率大於心跳所對應頻率時，血氧飽和度計算具有較高精度，能實現被測者運動情況下血氧飽和度的較高精度的測量，同時提高了計算效率；本發明該方法所需實施演算法相對比較簡單，對硬體平臺要求不高，有利於硬體平臺小型化，因此可以在小型可擕式血氧儀中實現抗運動干擾功能。
接下來結合附圖給出本發明該血氧飽和度檢測裝置的具體 實施方式。
第6圖所示是本具體實施方式該血氧飽和度檢測裝置的結 構示意圖。該裝置包括依次相連的採集模組61、消除運動干擾能量模組62、比值計算模組63以及飽和度計算模組64。
該採集模組61用於分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波 時域信號，並分離出交流信號。該採集模組61分別對該紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號。在進行去直流處理時，可以同時獲取脈搏波時域信號中紅光和近紅外光信號的直流量。
該消除運動干擾能量模組62用於採用本發明該的信號的降 噪方法分別對紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號中的該交流信號進行降噪，消除該交流信號中的運動干擾能量。
在本具體實施方式中，該消除運動干擾能量模組62進一步 包括依次相連的第一計算單元621、濾波單元622、第二計算單元623以及判斷單元624。
該第一計算單元621用於計算該交流信號的初始時域能量 E；該交流信號包括紅光交流信號和近紅外光交流信號。
該濾波單元622用於根據預設的一第一濾波範圍對該交流 信號進行濾波。由於運動干擾頻率大於心跳所對應頻率，該濾波可以採用帶通濾波、低通濾波以及低通濾波與帶通濾波相結合的濾波方式。本具體實施方式以帶通濾波為例，該第一濾波範圍可以設置為[0.5Hz，4.16Hz]。
該第二計算單元623用於計算濾波後的該交流信號第一時 域能量E1。
該判斷單元624用於判斷該第一時域能量E1與該初始時域 能量E的比值是否大於一預先設定的第一閥值M1，若小於或等於該第一閥值M1，則說明干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成。其中，M1可以根據實際試驗測量結果設置。
在實際處理中，由於對心跳頻率以及干擾頻率都未知，僅採 用一次濾波很難消除運動干擾影響；若該第一時域能量E1與該初始時域能量E1比值大於該第一閥值M1，則本具體實施方式中，該濾波單元622進一步用於：縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波。例如，縮小帶通濾波範圍為[0.5Hz，3Hz]。該第二計算單元623進一步用於：計算經再次濾波後的該交流信號的第二時域能量E2。該判斷單元624進一步用於：判斷該第二時域能量E2與該初始時域能量E的比值是否大於一預先設定的第二閥值M2，其中M2小於M1。若E2/E小於或等 於M2，則說明干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成；否則調用該濾波單元622進一步縮小濾波範圍，再次進行濾波直至消除可能的運動干擾。
該比值計算模組63用於計算降噪後的紅光交流信號時域能 量和近紅外光交流信號時域能量的比值。當兩組光信號經過同樣的濾波處理後，則兩組光剩下時域能量之比值即近似等於兩組光信號的交流值比值之平方。
該飽和度計算模組64用於根據所獲得的時域能量比值計算 血氧飽和度。根據所獲得的兩組光信號的時域能量比值，即可近似計算出兩組光信號的交流值比值；再根據該採集模組61去直流處理同時獲取的兩組光信號的直流量，即可根據公式(1)計算出比率R，進而計算出血氧飽和度；其中根據比率R計算出血氧飽和度可以採用習知的技術手段，此處不再贅述。
以上該僅是本發明的最佳實施方式，應當指出，對於熟悉本 技術之人員，在不脫離本發明原理的前提下，還可以做出若干改進和潤飾，這些改進和潤飾也應視為本發明的保護範圍。
S410‧‧‧分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號，並分離出交流信號
S421‧‧‧計算所述交流信號的初始時域能量E
S422‧‧‧根據預設的一第一濾波範圍對所述交流信號進行濾波
S423‧‧‧計算濾波後的所述交流信號的第一時域能量E1
S424‧‧‧判斷E1與E的比值是否大於一預先設定的第一閾值M1，若E1/E小於或等於M1，則干擾頻率能量被消除，信號的降噪完成
S430‧‧‧計算降噪後的紅光交流信號時域能量和近紅外光交流信號時域能量的比值
S440‧‧‧根據所獲得的時域能量比值計算血氧飽和度

Claims (11)

  1. 一種信號的降噪方法，其特徵在於，包括如下步驟：(1)計算原始信號中分離出的交流信號的初始時域能量；(2)根據預設的一第一濾波範圍對該交流信號進行濾波；(3)計算濾波後的該交流信號的第一時域能量；(4)判斷該第一時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第一閥值，若小於或等於該第一閥值，則完成信號的降噪；若該第一時域能量與該初始時域能量的比值大於該第一閥值，則該方法還包括如下步驟：(5)縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波；(6)計算經步驟(5)濾波後的該交流信號的第二時域能量；(7)判斷該第二時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第二閥值，其中該第二閥值小於該第一閥值，若小於或等於該第二閥值則完成信號的降噪，否則返回執行步驟(5)。
  2. 如申請專利範圍第1項所述的信號的降噪方法，其特徵在於，步驟(1)進一步包括：對該原始信號進行消除基線漂移處理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號。
  3. 如申請專利範圍第1項所述的信號的降噪方法，其特徵在於，步驟(2)中該濾波包括帶通濾波、低通濾波以及低通濾波與帶通濾波相結合的濾 波方式。
  4. 如申請專利範圍第1項所述的信號的降噪方法，其特徵在於，該原始信號為脈搏波時域信號。
  5. 一種血氧飽和度檢測方法，其特徵在於，包括如下步驟：(A)分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號，並分離出交流信號；(B)如申請專利範圍第1項所述的信號的降噪方法分別對該紅光和該近紅外光波段的脈搏波時域信號中的交流信號進行降噪，消除該交流信號中的運動干擾能量；(C)計算降噪後的該紅光交流信號時域能量和該近紅外光交流信號時域能量的比值；(D)根據所獲得的該時域能量比值計算血氧飽和度。
  6. 如申請專利範圍第5項所述的血氧飽和度檢測方法，其特徵在於，步驟(A)進一步包括：分別對該紅光和該近紅外光波段的脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號。
  7. 如申請專利範圍第5項所述的血氧飽和度檢測方法，其特徵在於，若該第一時域能量與該初始時域能量的比值大於該第一閥值，則步驟(B)進一步包括：(B1)縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波；(B2)計算經步驟(B1)濾波後的該交流信號的第二時域能量； (B3)判斷該第二時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第二閥值，其中該第二閥值小於該第一閥值，若小於或等於該第二閥值則完成信號的降噪，消除了該交流信號中的運動干擾能量，否則返回執行步驟(B1)。
  8. 一種血氧飽和度檢測裝置，其特徵在於，包括依次相連的採集模組、消除運動干擾能量模組、比值計算模組以及飽和度計算模組；該採集模組用於分別採集紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號，並分離出交流信號；該消除運動干擾能量模組用於如申請專利範圍第1項所述的信號的降噪方法分別對該紅光和該近紅外光波段的脈搏波時域信號中的交流信號進行降噪，消除該交流信號中的運動干擾能量；該比值計算模組用於計算降噪後的該紅光交流信號時域能量和該近紅外光交流信號時域能量的比值；該飽和度計算模組用於根據所獲得的該時域能量比值計算血氧飽和度。
  9. 如申請專利範圍第8項所述的血氧飽和度檢測裝置，其特徵在於，該採集模組進一步用於：分別對該紅光和近紅外光波段的脈搏波時域信號進行消除基線漂移處理、消除高頻雜訊處理以及去直流處理，從而分離出相應的交流信號。
  10. 如申請專利範圍第8項所述的血氧飽和度檢測裝置，其特徵在於，該消除運動干擾能量模組進一步包括依次相連的第一計算單元、濾波單元、第二計算單元以及判斷單元；該第一計算單元用於計算該交流信號的初始時域能量； 該濾波單元用於根據預設的一第一濾波範圍對該交流信號進行濾波；該第二計算單元用於計算濾波後的該交流信號的第一時域能量；該判斷單元用於判斷該第一時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第一閥值，若小於或等於該第一閥值，則完成信號的降噪，消除了該交流信號中的運動干擾能量。
  11. 如申請專利範圍第10項所述的血氧飽和度檢測裝置，其特徵在於，若該第一時域能量與該初始時域能量的比值大於該第一閥值，則該濾波單元進一步用於縮小濾波範圍，並根據縮小後的濾波範圍對該交流信號再次進行濾波；該第二計算單元進一步用於計算經再次濾波後的該交流信號的第二時域能量；該判斷單元進一步用於判斷該第二時域能量與該初始時域能量的比值是否大於一預先設定的第二閥值，其中該第二閥值小於該第一閥值，若小於或等於該第二閥值則完成信號的降噪，消除了該交流信號中的運動干擾能量，否則調用該濾波單元進一步縮小濾波範圍後再次濾波。
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