(57)【要約】酸素飽和および脈拍数の算出における使用のために、検出された波形を処理するための２つの別個の集団平均算出器の使用。酸素飽和を算出するために使用される集団平均算出器が、正規化された信号において動作する一方、脈拍数算出のための集団平均算出器は、正規化されていない信号において動作する。２つの集団平均算出器を介して２つの経路のために選ばれる測定基準は、酸素飽和または脈拍数算出のための集団平均を最適化するために変化され得る。
2007527771.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
酸素飽和および脈拍数を決定するためにパルス酸素濃度計における信号を処理する方法であって、該方法は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取ることと、
第１の集団平均算出器において、該波形を集団平均することと、
該第１の集団平均算出器の出力に基づいて、脈拍数を算出することと、
正規化された波形を生成するために該波形を正規化することと、
第２の集団平均算出器において、該正規化された波形を集団平均することと、
該第２の集団平均算出器の出力に基づいて、酸素飽和を算出することと
を包含する、方法。
【請求項２】
前記集団平均することが可変の重みを使用することと、
前記脈拍数を算出することを最適化するために、前記第１の集団平均算出器のための第１の測定基準を選択することと、
前記酸素飽和を算出することを最適化するために、前記第２の集団平均算出器のための第２の測定基準を選択することと
をさらに包含する、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記第１および第２の測定基準の両方が、不整脈パルスを検出するための不整脈測定基準を含み、該第１の測定基準のための該不整脈測定基準が、脈拍数を算出することと関連して、不整脈を認識するために、該第２の測定基準のための該不整脈測定基準より低い関連するしきい値を有する、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記第１および第２の測定基準の両方が、パルス振幅における短期変化の計測である短期測定基準を含み、
パルス振幅における短期減少に応答して、前記第１の集団平均算出器が、前記第２の集団平均算出器より早く集団平均重みを増やす、請求項２に記載の方法。
【請求項５】
酸素飽和および脈拍数を決定するためのパルス酸素濃度計であって、該パルス酸素濃度計は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取る検出器と、
第１の集団平均算出器と、
該第１の集団平均算出器の出力に結合された脈拍数算出器と、
正規化された波形を生成するために該波形を正規化する、該検出器に結合された正規化器と、
第２の集団平均算出器と、
該第２の集団平均算出器の出力に結合された酸素飽和算出器と
を備える、パルス酸素濃度計。
【請求項６】
前記集団平均算出器が、可変の重みを使用して集団平均するように構成され、
前記脈拍数を算出することを最適化するために前記第１の集団平均算出器のための第１の測定基準を提供するように、および前記酸素飽和を算出することを最適化するために前記第２の集団平均算出器のための第２の測定基準を提供するように構成される、信号品質測定基準算出器をさらに備える、請求項５に記載のパルス酸素濃度計。
【請求項７】
酸素飽和および脈拍数を決定するためにパルス酸素濃度計における信号を処理する方法であって、該方法は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取ることと、
第１の低域通過フィルタにおいて、該波形を低域通過フィルタリングすることと、
該第１の低域通過フィルタの出力に基づいて、脈拍数を算出することと、
正規化された波形を生成するために該波形を正規化することと、
第２の低域通過フィルタにおいて、該正規化された波形を低域通過フィルタリングすることと、
該第２の低域通過フィルタの出力に基づいて、酸素飽和を算出することと
を包含する、方法。
【請求項８】
前記脈拍数を算出することを最適化するために、前記第１の低域通過フィルタのための第１の測定基準を選択することと、
前記酸素飽和を算出することを最適化するために、前記第２の低域通過フィルタのための第２の測定基準を選択することと
をさらに包含する、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記第１の低域通過フィルタに関連する前記低域通過フィルタリング重みが、脈拍数推定に関する前記波形の周波数コンテンツを量化する周波数比測定基準に基づく、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記第２の低域通過フィルタのための低域通過フィルタリング重みが、その測定基準の脈拍数推定に関する前記波形の周波数コンテンツを量化する周波数比測定基準および別個の比率の比率分散測定基準に基づく、請求項８に記載の方法。
【請求項１１】
酸素飽和および脈拍数を決定するためにパルス酸素濃度計における信号を処理する方法であって、該方法は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取ることと、
第１の低域通過フィルタおよび集団平均算出器において、該波形を低域通過フィルタリングおよび集団平均することと、
該第１の低域通過フィルタおよび集団平均算出器の出力に基づいて、脈拍数を算出することと、
正規化された波形を生成するために該波形を正規化することと、
第２の低域通過フィルタおよび集団平均算出器において、該正規化された波形を低域通過フィルタリングおよび集団平均することと、
該第２の低域通過フィルタおよび集団平均算出器の出力に基づいて、酸素飽和を算出することと
を包含する、方法。
【請求項１２】
酸素飽和および脈拍数を決定するためのパルス酸素濃度計であって、該パルス酸素濃度計は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取る検出器と、
第１の低域通過フィルタと、
該第１の低域通過フィルタの出力に結合された脈拍数算出器と、
正規化された波形を生成するために該波形を正規化する、該検出器に結合された正規化器と、
第２の低域通過フィルタと、
該第２の低域通過フィルタの出力に結合された酸素飽和算出器と
を備える、パルス酸素濃度計。
【請求項１３】
前記低域通過フィルタが、可変の重みを使用して集団平均するように構成され、
前記脈拍数を算出することを最適化するために前記第１の低域通過フィルタのための第１の測定基準を提供するように、および前記酸素飽和を算出することを最適化するために前記第２の低域通過フィルタのための第２の測定基準を提供するように構成される、信号品質測定基準算出器をさらに備える、請求項１２に記載のパルス酸素濃度計。
【請求項１４】
前記第１の低域通過フィルタに関連する前記低域通過フィルタリング重みが、脈拍数推定に関する前記波形の周波数コンテンツを量化する周波数比測定基準に基づく、請求項１２に記載のパルス酸素濃度計。
【請求項１５】
前記第２の低域通過フィルタのための低域通過フィルタリング重みが、その測定基準の脈拍数推定に関する前記波形の周波数コンテンツを量化する周波数比測定基準および別個の比率の比率分散測定基準に基づく、請求項１２に記載のパルス酸素濃度計。
【請求項１６】
酸素飽和および脈拍数を決定するためのパルス酸素濃度計であって、該パルス酸素濃度計は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取る検出器と、
第１の低域通過フィルタおよび集団平均算出器と、
該第１の低域通過フィルタおよび集団平均算出器の出力に結合された脈拍数算出器と、
正規化された波形を生成するために該波形を正規化する、該検出器に結合された正規化器と、
第２の低域通過フィルタおよび集団平均算出器と、
該第２の低域通過フィルタおよび集団平均算出器の出力に結合された酸素飽和算出器と
を備える、パルス酸素濃度計。
【請求項１７】
酸素飽和を決定するためにパルス酸素濃度計における信号を処理する方法であって、該方法は、
患者からの２つの異なる光の波長に対応する波形を受け取ることと、
履歴の平均波形と集団平均するために、パルス周期トリガの後に新しい波形を処理することと、
該新しい波形が、所定のしきい値より多く該履歴の平均波形と異なる場合、新しい複合の履歴の平均波形の最初の数サンプルに対して、該新しい波形と該履歴の平均波形との間に補間することと
を包含する、方法。
【請求項１８】
前記最初の数サンプルが４つのサンプルであり、前記補間が、前記新しい波形と前記履歴の平均波形との間の８０％、６０％、４０％、および２０％の差における、請求項１７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、酸素濃度計に関し、より詳細にはパルス酸素濃度計からの検出された波形におけるパルスの集団平均に関する。
【背景技術】
【０００２】
パルス酸素濃度計は典型的には、動脈血におけるヘモグロビンの血中酸素飽和度、組織に供給する個々の脈拍の血液量、および、患者の個々の心拍に対応する脈拍の速度を含む（それらに限定されるわけではない）血液の様々な化学的特性を計測するために使用される。これらの特性の計測は、非侵襲センサの使用によって達成される。その非侵襲センサは、血液が組織を灌流する患者の組織の一部に光を散乱し、そのような組織における光の吸収を光電測光にて感知する。様々な波長において吸収される光の量は、計測される血液成分の量を計算するために使用される。
【０００３】
組織に散乱された光は、血液中に存在する血液成分の量を示す量において、血液によって吸収された一つ以上の波長として選択される。組織に散乱された、透過光線の量は、組織および関連する光の吸収における血液成分の変化する量に従って変化する。血中酸素レベルを計測するために、そのようなセンサは、典型的には、血中酸素飽和度を計測するための周知の技術に従い、少なくとも二つの異なる波長の光を生成するように適合される光源、および、それらの波長の両方に感度の高い光検出器を提供される。
【０００４】
周知の非侵襲センサは、指、耳、または頭皮などの体の一部に固定される装置を含む。動物や人間においては、これらの体の部分の組織は血液によって灌流され、その組織の表面はセンサに対して、容易にアクセス可能である。
【０００５】
（Ｎ−１００）。およそ１９８５年頃に始まったＮ−１００技術は、パルスのサイズ、パルスの形、生じる予定時間（周波数）、およびＲ／ＩＲの比率のパルス履歴に基づいて、パルスを許可または拒絶した。
【０００６】
特にＮ−１００は、信号最大値、次いで最大負スロープの地点、次いで最小値を捜すことによってパルスを見い出した。処理は、「マンチ（ｍｕｎｃｈ）」として言及される状態機械において行われた。各最大値は、信号がノイズゲートとして言及されるノイズしきい値の下を通過するまで認定されなかった。これは、異なる、期待された信号振幅に適用するためにノイズゲートレベルが次の処理ステップからのフィードバックによって設定されたため、適応フィルタとして作用した。パルスは次いで、「レベル３」処理において許可または拒否される。ここにおいて、「レベル３」処理は、新しいパルスの振幅、周期、および比率の比率（ｒａｔｉｏ−ｏｆ−ｒａｔｉｏｓ）（ＲｅｄおよびＩＲがＡＣ−ＤＣ比として表されるＲｅｄ−ＩＲ比）を、履歴バッファにおける値の平均と比較し、次いで差異が信頼水準内にあるかを否かを決定することによって変化する信号に適応されるフィルタであった。新しいパルスが許可された場合、履歴バッファは新しいパルスに対する値を用いて更新された。中心周波数および帯域幅（信頼限界）がフィルタの出力からのフィードバックによって適応され、レベル３処理は、適応帯域通過フィルタとして作用した。
【０００７】
（Ｎ−２００）。Ｎ−２００は、ＥＣＧと同期でき、ＥＣＧフィルタリングを含むため、Ｎ−１００を改良したものである。Ｎ−２００は、パルス最大値の時間の計測と最小値の時間の計測との間のベースラインシフトを補償するために補間も追加した。Ｎ−２００は、信号サンプルの変化する数の平均を計算する「ボックスカー」フィルタのような、他のフィルタリング特徴を含んだ。
【０００８】
様々なフィルタリングおよびスケーリングステップの後、Ｎ−２００は、Ｎ個のサンプルの平均を計算する「ボックスカー（ｂｏｘｃａｒ）」フィルタにデジタル化された信号を適用する。ここにおいて、Ｎは、フィルタされた心拍数に従って、次の処理ステップからのフィードバックによって設定される。新しいサンプルがボックスカーフィルタに平均される一方、最も古いサンプルはドロップされる。ボックスカーの長さ（Ｎ）は、パルスしきい値、絶対最小パルス、および小パルスの３つのパラメータを設定するために使用される。集団平均（別名「スライダ」）フィルタは、次いで新しいサンプルと１つ早いパルス周期（ｐｅｒｉｏｄ）からの前の集団平均との重み付け平均を生成する。サンプルは、次いでＮ−１００のような「マンチ」状態機械およびノイズゲートに渡される。補間特徴は、ベースラインレベルにおける変化を補償するために、Ｎ−１００処理に追加される。最小値および最大値が異なった時間において生じるため、変化するベースラインは、最大値ではなく最小値を増やしまたは減らさせ得、その逆も同様にあり得る。
【０００９】
「集団平均（ｅｎｓｅｍｂｌｅ  ａｖｅｒａｇｉｎｇ）」は、複合パルスを形成するために複数のパルスからのサンプルを一緒に平均する処理のためのＮＥＬＬＣＯＲのトレードマークであるＣ−Ｌｏｃｋの整数部である。この処理は、「心臓ゲート平均」としても知られる。これは、各パルスの開始をマークするために「トリガ」イベントを要求する。
【００１０】
Ｃｏｎｌｏｎによる特許文献１は、異なる重みが異なるパルスに割り当てられ、複合、平均パルス波形が酸素飽和を算出するために使用される、集団平均を開示する。上述されたＮ−１００は、特許文献２に記載されている。Ｎ−２００の局面は、特許文献３（Ｃｏｒｅｎｍａｎ）および特許文献４（Ｓｔｏｎｅ）に記載されている。
【特許文献１】米国特許第４，６９０，１２６号明細書
【特許文献２】米国特許第４，８０２，４８６号明細書
【特許文献３】米国特許第４，９１１，１６７号明細書
【特許文献４】米国特許第５，０７８，１３６号明細書
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、酸素飽和および脈拍数の算出における使用のために、検出された波形を処理するための２つの別個の集団平均算出器の使用に向けられる。酸素飽和を算出するために使用される集団平均算出器が、正規化された信号において動作する一方、脈拍数算出のための集団平均算出器は、正規化されていない信号において動作する。両方の波長に対応する波形が、酸素飽和計算のための比率の比率を保存するために、ＩＲパルス振幅のような同等の量によって正規化される必要があることに留意されたい。
【００１２】
脈拍数のための正規化を用いない信号の使用は、動作アーチファクトのような生理学的パルスより実質的に大きいアーチファクトを不認定するためのソフトウェアの能力を改良する。脈拍数のための正規化を用いない信号の使用は、パルスが正規化によってミスされることを回避する。
【００１３】
２つの集団平均算出器を介して２つの経路のために選ばれる測定基準は、酸素飽和または脈拍数算出のための集団平均を最適化するために変化され得る。例えば、脈拍数を算出するために使用される場合、酸素飽和を算出するときと比較して、より低いしきい値が不整脈パルスを検出するために測定基準に対して使用される。更に、短期パルス振幅比のための測定基準は、動作アーチファクトがちょうど平常の状態に戻ったとき小さくなり、これは酸素飽和算出より多くの重みを脈拍数算出において与えられる（短期パルス振幅比は、現行のパルス振幅／前のパルス振幅である）。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
図１は、本発明を具体化する酸素測定システムの実施形態を示す。センサ１０は、赤および赤外線ＬＥＤ、ならびに光検出器を含む。これらは、ケーブル１２によって、基板１４へ接続される。ＬＥＤ駆動電流は、ＬＥＤ駆動インターフェース１６によって提供される。センサからの、受信された光電流は、Ｉ−Ｖインターフェース１８に提供される。ＩＲおよび赤電圧は、次いで、本発明を具体化する、シグマ−デルタインターフェース２０に提供される。シグマ−デルタインターフェース２０の出力は、１０ビットＡ／Ｄ変換器を含むマイクロコントローラ２２に提供される。コントローラ２２は、プログラムのためのフラッシュメモリ、および、データのためのＥＥＰＲＯＭメモリを含む。プロセッサはまた、フラッシュメモリ２６に接続されるコントローラチップ２４を含む。最後に、クロック２８が使用され、センサ１０におけるデジタル較正へのインターフェース３０が提供される。別個のホスト３２は、処理された情報を受信し、および、アナログ表示を提供するためのライン３４上にて、アナログ信号を受信する。
【００１５】
（設計概要）本発明の設計は、不要ノイズを解決することを意図する。信号測定基準は計測され、フィルタ重み付けを決定するために使用される。信号測定基準は、パルスがおそらく周波数（人間の心拍数の範囲内であるか）、形（人間の心臓パルスのような形であるか）、立ち上がり時間等のようなプレチスモグラフまたはノイズであるか否かを示すものである。同様な技術が、この出願の背景に記載されたＮｅｌｌｃｏｒ  Ｎ２００において使用された。新しい設計は、本発明の特許請求の範囲に記載されるように、２つの集団平均算出器の使用のような多数の異なる特徴および変化を追加する。
【００１６】
アーキテクチャの詳細は、図２に示される。この設計は、以下に別々に説明される、酸素飽和および脈拍数の両方を算出する。
【００１７】
Ｉ．（酸素飽和算出）
Ａ．（信号調整）−デジタル化された赤およびＩＲ信号は受信され、（１）第１の導関数（ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ）がベースラインシフトを取り除くように作用し、（２）固定係数を用いて低域通過フィルタリングをし、（３）比率を保存するためにＤＣ値で割ることによって、このブロックにおいて調整される。信号調整サブシステムの機能は、人間プレチスモグラフにおいて生じるより高周波数を強調し、動作アーチファクトが通常集中している低周波数を減衰するためである。信号調整サブシステムは、初期化の間に識別されるハードウェア特性に基づいて、そのフィルタ係数（広帯域または狭帯域）を選択する。
入力−デジタル化された赤およびＩＲ信号。
出力−前処理された赤およびＩＲ信号。
【００１８】
Ｂ．（パルス識別（Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ）および認定（Ｑｕａｌｉｆｉｃａｔｉｏｎ））−低域通過フィルタされたおよびデジタル化された赤およびＩＲ信号は、パルスを識別し、それらを本当らしい動脈拍として認定するためにこのブロックに提供される。これは、予め訓練されたニューラルネットワークを使用して行われ、本来はＩＲ信号において行われる。Ｎｅｌｌｃｏｒ  Ｎ−１００において行われたように、パルスは、その振幅、形、および周波数を調査することによって識別される。このブロックへの入力は、ブロックＤからの平均パルス周期である。この機能は、脈拍数を使用して目立つ（ｕｐｆｒｏｎｔ）認定を変化させたＮ−１００と同様である。出力は、不整脈度および個別のパルス品質を示す。
入力−（１）前処理された赤およびＩＲ信号、（２）平均パルス周期、（３）低域通過フィルタからの低域通過波形。
出力−（１）不整脈度、（２）パルス振幅変化、（３）個別のパルス品質、（４）パルスビープ通知、（５）認定されたパルス周期および段階（エイジ）。
【００１９】
Ｃ．（信号品質測定基準を計算する）−このブロックは、パルスの形（導関数スキュー）周期変化性、パルス振幅および変化性、比率の比率変化性、ならびに脈拍数に関する周波数内容を決定する。
入力−（１）未処理のデジタル化された赤およびＩＲ信号、（２）不整脈度、個別のパルス品質、パルス振幅変化、（３）前処理された赤およびＩＲ信号、（４）平均パルス周期。
出力−（１）低域通過および集団平均フィルタ重み、（２）センサオフ検出器のための測定基準、（３）正規化され前処理された波形、（４）変調率。
【００２０】
Ｄ．（平均パルス周期）−このブロックは、受け取られたパルスから平均パルス周期を算出する。
入力−認定されたパルス周期および段階。
出力−平均パルス周期。
【００２１】
Ｅ１．（低域通過フィルタおよび集団平均）−ブロックＥ１は、脈拍数識別のために、ブロックＡによって調整され、ブロックＣによって正規化された信号を低域通過フィルタし、平均を集合させる。低域通過フィルタに対する重みは、信号測定基準ブロックＣによって決定される。信号は集団平均もされ（これは、脈拍数およびその高調波の近い対象のもの以外の周波数を減衰する）、集団平均フィルタ重みも信号測定基準ブロックＣによって決定される。信号が低下するとともにフラグされた場合、より少ない重みが割り当てられる。不整脈の間において集団平均が適切ではないため、信号が不整脈としてフラグされた場合、より多い重みが割り当てられる。赤およびＩＲは別々に処理されるが、同等のフィルタリング重みを用いて処理される。フィルタリングは、信号測定基準が最初に算出されることを可能にするため、約１秒遅らされる。
【００２２】
フィルタは、連続的に可変の重みを使用する。サンプルが集団平均されない場合、前のフィルタされたサンプルに対する重み付けは、重み付けされた平均においてゼロに設定され、新しいサンプルは依然としてコードを介して処理される。このブロックは、信号の段階−フィルタリングの累積された量（応答時間および処理における遅れの合計）を追跡する。古すぎる結果はフラグされる（良いパルスがしばらくの間検出されていない場合）。
入力−（１）正規化され、前処理された赤およびＩＲ信号、（２）平均パルス周期、（３）低域通過フィルタ重みおよび集団平均フィルタ重み、（４）利用可能な場合、ＥＣＧトリガ、（５）ゼロ交差トリガに対して、ＩＲ基本波。
出力−（１）フィルタされた赤およびＩＲ信号、（２）段階。
【００２３】
Ｆ．（フィルタ波形相関を推定および平均重みを計算する）−これは、上述されたＮ１００およびＮ２００において使用されたものと同様のノイズ測定基準を使用し、フィードバックを使用しない。フィルタに対する可変の重み付けは、比率の比率分散によって制御される。この可変の重みフィルタリングの効果は、比率の比率が、アーチファクトが増えるとともにゆっくりと変化し、アーチファクトが減るとともに速く変化することである。サブシステムは２つの応答モードを有する。ファストモードにおけるフィルタリングは、３秒の段階測定基準をターゲットする。ターゲット段階は通常モードにおいては５秒である。ファストモードにおいては、現在の値の最小重み付けは、より高いレベルにおいてクリップされる。言い換えると、ノイズが存在した場合、低い重みは最も新しい比率の比率算出に割り当てられ、ノイズが存在しない場合においては高い重みが割り当てられる。
入力−（１）フィルタされた赤およびＩＲ信号および段階、（２）較正係数、（３）応答モード（ユーザスピード設定）。
出力−比率の比率算出に対する平均重み。
【００２４】
Ｈ．（飽和を算出する）−飽和は、較正係数および平均された比率の比率のアルゴリズムを使用して算出される。
入力−（１）平均された比率の比率、（２）較正係数。
出力−飽和。
【００２５】
ＩＩ．（脈拍数算出）
Ｅ２．（低域通過フィルタおよび集団平均）−ブロックＥ２は、脈拍数識別のために、ブロックＡによって調整された信号を低域通過フィルタし、平均を集合させる。低域通過フィルタに対する重みは、信号測定基準ブロックＣによって決定される。信号は、集団平均もされ、（これは、脈拍数およびその高調波の近い対象のもの以外の周波数を減衰する）、集団平均フィルタ重みも信号測定基準ブロックＣによって決定される。信号が低下するとともにフラグされた場合、より少ない重みが割り当てられる。不整脈の間においてフィルタリングが適切ではないため、信号が不整脈としてフラグされた場合、より多い重みが割り当てられる。赤およびＩＲは別々に処理される。このブロックの処理は、信号測定基準が最初に算出されることを可能にするため、約１秒遅らされる。
【００２６】
フィルタは、連続的に可変の重みを使用する。サンプルが集団平均されない場合、前のフィルタされたサンプルに対する重み付けは、重み付けされた平均においてゼロに設定され、新しいサンプルは依然としてコードを介して処理される。このブロックは、信号の段階−フィルタリングの累積された量（応答時間および処理における遅れの合計）を追跡する。古すぎる結果はフラグされる（良いパルスがしばらくの間検出されていない場合）。
入力−（１）前処理された赤およびＩＲ信号、（２）平均パルス周期、（３）低域通過フィルタ重みおよび集団平均フィルタ重み、（４）利用可能な場合、ＥＣＧトリガ、（５）ゼロ交差トリガに対して、ＩＲ基本波。
出力−（１）フィルタされた赤およびＩＲ信号、（２）段階。
【００２７】
Ｉ．（フィルタされたパルス識別および認定）−このブロックは、フィルタされた波形からパルス周期を識別および認定し、その結果はパルスがブロックＢによって不認定された場合にのみ使用される。
入力−（１）フィルタされた赤およびＩＲ信号および段階、（２）平均パルス周期、（３）ハードウェアＩＤまたはノイズフロア、（４）センサの種類。
出力−認定されたパルス周期および段階。
【００２８】
Ｊ．（平均パルス周期および脈拍数を算出する）−このブロックは、脈拍数および平均パルス周期を算出する。
入力−認定されたパルス周期および段階。
出力−（１）平均パルス周期、（２）脈拍数。
【００２９】
ＩＩＩ．（静脈拍）
Ｋ．（静脈拍を検出する）−ブロックＫは、ブロックＡから前処理された赤およびＩＲ信号および段階を入力として、ならびに脈拍数を受け取り、出力として静脈拍の表示を提供する。このサブシステムは、集団平均フィルタに出力される一枚歯くし型フィルタを使用して、時間ドメインにおいてＩＲ基本波波形を生成する。
入力−（１）フィルタされた赤およびＩＲ信号および段階、（２）脈拍数。
出力−静脈拍表示、ＩＲ基本波
ＩＶ．（センサオフ）
Ｌ．（センサオフおよびパルス振幅の損失を検出する）−パルス損失およびセンサオフ検出サブシステムは、センサが患者からオフされているか否かを決定するために予め訓練されたニューラルネットを使用する。ニューラルネットへの入力は、最後の数秒間に渡ってＩＲ値および赤値の挙動のいくつかの局面を量化する測定基準である。サンプルが、多数のアルゴリズムのサブシステムによって無視される一方、信号状態は、パルス存在またはセンサがオフかもしれないのどちらでもない。信号状態の変数の値は、「パルス存在、未接続、パルス損失、センサがオフかもしれない、センサオフ」である。
入力−（１）測定基準、（２）フロントエンドサーボ設定およびＩＤ
出力−センサオフ表示を含む信号状態
集団平均サブシステム
（集団平均サブシステム）−集団平均サブシステムの機能は、可変の重み付けを用いてその入力ストリームをフィルタし、ノイズまたは動作アーチファクトによってあまり変形されていない波形を出力することである。フィルタされた波形におけるアーチファクトを減らすことは、動作またはノイズの間によりロバストな飽和またはレート推定を可能にする。
【００３０】
集団平均サブシステムは、数パルスのスパンに渡って、ゼロ平均であるあらゆるサンプルに対してＩＲおよび赤入力を要求する。
【００３１】
入力サンプルは、信号測定基準サブシステムから受け取られた重み（ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔ）を用いて、最初にＩＩＲ低域通過フィルタされ、一秒遅れバッファに格納される。
【００３２】
このサブシステムは、現行の複合パルスのｉ番目のサンプルを形成するために、現行の１秒遅れ入力パルスのｉ番目のＩＲおよび赤サンプルを、前の複合パルスのｉ番目のサンプルと平均する。パルス周期の始まりを開始するためのトリガは、ＲＷａｖｅ＿Ｏｃｃｕｒｒｅｄ入力および平均周期入力（Ｏｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄ）から派生する（優先順位において）。現行のサンプルに与えられる重み対前のパルスの対応するサンプルは、信号測定基準サブシステムから受け取られるＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｗｅｉｇｈｔ値の値によって決定される。
【００３３】
複合パルスは、フィルタの入力パルスと比較してノイズまたは動作アーチファクトによる変形が少ない。図３は、複合パルスを形成するためにパルスがどのようにして一緒に平均されるかについての概念図である。
【００３４】
サブシステムは、心拍と同期するべきであるトリガを受け取りおよび認定する。トリガは、利用可能な場合、Ｒ波認定サブシステムからの認定されたＲ波トリガである。Ｒ波トリガが利用不可能な場合、トリガは、脈拍数算出サブシステムからの平均周期入力（Ｏｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄ）から内面的に生成される。「パルス」は、各々の認定されたトリガにおいて開始し、次の認定されたトリガにおいて終了することが考慮される。このようにして連続トリガは、集団平均周期を規定するために使用される。
【００３５】
図４は、動作アーチファクトによって損なわれたパルスの一連へのサブシステムの応答の代表を示す。垂直線はＲ波トリガである。フィルタされた出力は、入力パルスのおよその形およびサイズを再格納する。平均の量は、信号測定基準サブシステムから受け取られるＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｗｅｉｇｈｔによって決定されるように、動作アーチファクトが増えるとともに増える。
【００３６】
図４は、集団平均サブシステムの可変の重み付けの実施例である。Ｒ波トリガは、各パルスの始まりをマークする。ＩＲ入力線は、動作アーチファクトによって損なわれたパルスを示す。フィルタされたＩＲ線は、オリジナルのパルスサイズおよび形を大きく再格納する複数のパルスの複合である。フィルタされたＩＲは、ＩＲ入力から１秒遅らされる。
【００３７】
「低域通過フィルタ」−ＩＲおよび赤入力波形は、信号測定基準サブシステムから受け取られた以下のような重み付け（ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔ）を使用してＩＩＲフィルタされる。
Ｌｏｗｐａｓｓ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓｔ＝Ｌｏｗｐａｓｓ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓｔ−１＋ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔ＊（Ｉｎｐｕｔ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓｔ＋Ｌｏｗｐａｓｓ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓｔ−１）
サブシステム初期化の間、重みは１．０のデフォルトに設定される。
【００３８】
「１秒遅れバッファ」−ＩＲおよび赤Ｌｏｗｐａｓｓ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓ（それらの関連する段階および状態とともに）ならびにＲＷａｖｅ＿Ｏｃｃｕｒｒｅｄ入力は、１秒長いバッファにおいて格納される（ＩＲ＿Ｉｎｐｕｔｓ，Ｒｅｄ＿Ｉｎｐｕｔｓ，Ｉｎｐｕｔ＿Ｖａｌｉｄ，Ａｇｅ＿Ｉｎｐｕｔｓ，ＲＷａｖｅ＿Ｉｎｐｕｔｓ）。
【００３９】
「タイムスタンプ」−タイムスタンプ（Ｃｕｒｒｅｎｔ＿Ｔｉｍｅ＿ｃｔｒ）は単に、０に初期化され、毎サンプル周期に増加される３２ビットカウンタである。いくつかの受け取られた値は、それらの段階を再構成するために、それらのタイムスタンプと格納される。
【００４０】
「集団重みバッファ」−受け取られた最後の４つのＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｗｅｉｇｈｔｓおよびそれらのタイムスタンプは、Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｅ＿ＢｕｆｆｅｒおよびＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ｗｅｉｇｈｔ＿Ｔｉｍｅｓｔａｍｐに格納される。これは、１秒遅れバッファにおける毎エントリが、その正しい重みに関連することを可能にする。遅れ入力が１秒遅れバッファから引き出されるたびに、関連する集団重みは、少なくとも遅れサンプルと同じくらい最近である、このバッファにおける最も古い重みに設定される（ｗｅｉｇｈｔ  ｔｉｍｅｓｔａｍｐ＋ｏｎｅ  ｓｅｃｏｎｄ≧Ｃｕｒｒｅｎｔ＿Ｔｉｍｅ＿ｃｔｒ）。
【００４１】
「トリガ認定」−サブシステムは、ＲＷａｖｅ＿ＯｃｃｕｒｒｅｄまたはＯｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄの２つの入力のうちの１つからそのトリガを選択する。ＲＷａｖｅ＿Ｏｃｃｕｒｒｅｄがデフォルトトリガである。ＲＷａｖｅ＿Ｏｃｃｕｒｒｅｄがトリガとして使用される前に、遅れＩＲおよび赤サンプルと同期するため、上述された１秒遅れバッファを通過する。脈拍数算出サブシステムからのＯｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄ入力に基づくトリガは、Ｒ波トリガが少なくとも５秒間受け取られていない場合にのみ認定される。この待ち時間は、Ｒ波トリガが利用不可能であることを決定するのに十分でないとされる。次いで、Ｏｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄからの第１のトリガは、サブシステムのＯｐｔｉｃａｌ＿Ｔｒｉｇｇｅｒ＿ＷＦ入力波形の第１のゼロ交差まで遅らされる。次に、トリガはＯｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄから単独で派生される。
【００４２】
「集団平均モデル」−サブシステムは、毎パルスの開始を示すためにＩＲおよび赤入力サンプルを受け取る。ＩＲおよび赤入力が既に低域通過フィルタされ、１秒送れバッファを通過したことに留意されたい。これは、現行のパルスのｉ番目のサンプルを前の推定されたパルスのｉ番目のサンプルと平均することによって、その現行の入力サンプルの拍動成分を推定する。
【００４３】
フィルタ出力は、従って、複数のパルスの複合であって、各サンプルが受け取られるたびに算出される。フィルタは、脈拍数およびその高調波においてまたはその近くの周波数のみを通過するくし型フィルタの周波数応答を有する。平均の量は、くし型フィルタの「歯」の幅を決定する。
【００４４】
フィルタは、現行パルスのｉ番目のサンプル値が前のパルスのｉ番目のサンプルと概略で均等であることを想定する。ｉは、各々の認定されたトリガにおいてゼロの値を有し、各々の次のサンプルにおいて増加する、時間ｔのランプ関数である。
【００４５】
「集団平均フィルタ等式および中間変数」−集団平均フィルタは、信号測定基準サブシステムによって供給されるＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｗｅｉｇｈｔ，ｗ，を使用する。以下の式は、毎パルスのｉ番目のサンプルにおいて実行されるべき基本ステップを示す。
【００４６】
【数１】
2007527771.tif 000003
ここで、ｚ´ｉは、１つ前のパルスからのｚｉの値を意味する。ｚｉは、サブシステムの集団フィルタされた出力である。全てのｚｉは、複合パルスバッファに格納される。ｘｔは、１秒遅れバッファからの最も最近の出力サンプルである。式１における全ての変数は、スカラである。
【００４７】
「複合パルスバッファ」−複合ＩＲおよび赤パルスは、別々の複合パルスバッファに格納される。インデックス、ｉ、は、トリガが受け取られ、各サンプルに対して増加された場合、バッファの初めにリセットされる。
【００４８】
バッファは、脈拍数変化性を可能にするために、１つの２０ＢＰＭパルスに加えて１０％のマージンを格納するのに十分に長い必要がある。したがって、バッファは、２０ＢＰＭにおける少なくとも１．１連続複合パルスおよび最も多い脈拍数における２つの複合パルスを用いて更新される。ｉがバッファの終わりを通過される場合、フィルタの出力がその入力と同一に設定される時間の間、通常処理は次のトリガまで中断される必要がある。
【００４９】
トリガ間の間隔が長くなると、複合パルスバッファは、パルスの終わりにおいて平均するために、最近のサンプルを含み得ない。
【００５０】
複合パルスのｊ番目のサンプルは、算出された各サンプルであって、ｊ＝ｉ＋ｍである。ｍは、現行と前の認定されたトリガとの間、すなわちパルス周期、のサンプルの数である。ｊが、ｉのように、ｔのランプ関数であることに留意されたい。
【００５１】
ｊに対しては、式（１）は、
【００５２】
【数２】
2007527771.tif 000004
を読み取るように修正される。
【００５３】
ｗの同等の値は、ｚｉおよびｚｊを算出するために使用される。ｊがバッファの終わりに届いた場合、ｚｊの算出は、ｊが再び有効になるまで中断される必要がある。
【００５４】
パルス周期を変化させることは、各トリガが受け取られた後、サブシステム出力における小さな不連続を引き起こし得る。トリガの後の最初の４つのサンプルの間における特別な処理は、この効果を減少させる。フィルタされた出力サンプルは、標準出力（式１）と第２の複合パルス（式１ｂ）との間に補間される。それによって、フィルタされた出力のそれぞれは、これらのサンプルにおけるｚｊの８０％、６０％、４０％および２０％である。第２の複合パルスが利用不可能な場合、入力波形は、適したところにおいて使用される。
【００５５】
「初期化、再初期化、クリアリング、および無視されたサンプル」−２つのトリガに加えて１秒サンプルが受け取られるまで、ｊは無意味であり、ｚｊは算出されない。
【００５６】
サブシステムは、処理における割込みから回復するための２つ方法を含む。５秒より多い時間がトリガ間において経過した場合、サブシステムは次の認定されるトリガにおいて「クリア」される。クリアリング動作は、サブシステムの持続性変数の全てをそれらの初期値に設定するが、トリガ認定に需要であり、１秒遅れバッファを維持する以下の変数は例外とする。
１．サブシステムの現行のタイムスタンプ
２．最後のＲ波トリガおよび最後の認定されたトリガ以来の経過時間
３．ゼロ交差を検出するために使用される、前のＯｐｔｉｃａｌ＿Ｔｒｉｇｇｅｒ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍサンプル
４．トリガ認定状態機械の状態
５．１秒遅れ入力バッファ
６．Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｗｅｉｇｈｔバッファ
この「クリアリング」動作の状態がまれであり、処理における長い割込みを示し得るため、この動作は実行される。フィルタ出力は、ｉが複合パルスバッファの終わりをオーバーフローするたびに、フィルタ入力とも同一である。
【００５７】
５秒より少ない時間における有効入力の欠如によって、サンプルが無視された（処理されない）場合、複合パルスバッファは、変化しないまま残り、サブシステムの出力は無効とマークされる。処理が再開し、Ｏｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄがゼロではない場合、バッファのインデクスは、整数のパルス周期の前になるはずだったものにリセットされ、１秒遅れバッファはリセットされる。これは、複合パルスバッファが、処理における短い割込みの後に現行のパルスの正確な表示を更に含むべきであるために行われる。Ｏｐｔｉｃａｌ＿Ｐｅｒｉｏｄ推定がゼロ（無効）またはサンプルが少なくとも５秒間無視された場合、サブシステムは「クリア」される。ほとんどの「無視されたサンプル」は、通常２秒より少なくかかる、酸素濃度計のＬＥＤ明るさまたは増幅器ゲインにおける調整によるように期待される。インデクスをリセットするための式は以下の通りである。
【００５８】
【数３】
2007527771.tif 000005
ｊ＝Ｎｅｗ＿Ｉｄｘ＋ｊ−ｉ＿Ｉｄｘ、提供されたｊはまだオーバーフローせず、複合パルスバッファをオーバーフローしない
ｉ＿Ｉｄｘ＝Ｎｅｗ＿Ｉｄｘ、提供されたｉ＿Ｉｄｘはまだオーバーフローせず、複合パルスバッファをオーバーフローしない
パルス損失およびセンサオフ検出サブシステムが、パルスが長期間休んだ後に再取得されたことを決定した場合、またはセンサが接続された場合、集団平均サブシステムは再初期化される。「再初期化」は、サブシステムの持続性変数の全てをそれらの初期値に設定することを意味する。これは、再初期化を呼び起こす両方のイベントが、集団平均サブシステムの前のパルス表示がもう現行のものではないだろうとするために行われる。
【００５９】
最後のＲ波トリガおよび最後の認定されたトリガ以来の経過時間間隔は、無視されたサンプルにおいて増加される。無視されたサンプルの間に生じるＲ波またはゼロ交差は、トリガを認定するために使用されない。
【００６０】
図５〜図７の状態遷移図は、複合パルスバッファおよびそのインデクスにおいて維持される２つのパルスの各々を更新するための状態機械を示す。
【００６１】
「段階測定基準（Ａｇｅ  Ｍｅｔｒｉｃ）」−サブシステムは、ＩＲおよび赤入力のサンプル、Ａｇｅ＿Ｉｎｐｕｔｓｔ、における段階を受け取り、複合パルス出力の段階、Ａｇｅ＿Ｏｕｔｉ、を出力する。各サンプルに対して、Ａｇｅ＿Ｏｕｔｉは、最後に更新され、Ａｇｅ＿Ｉｎｐｕｔｓｔで平均されて以来の経過時間によって、複合波形を更新するために使用される（Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｗｅｉｇｈｔ）、ｗ、フィルタ重みを使用して増加される。Ａｇｅ＿Ｏｕｔｉのための公式は、
【００６２】
【数４】
2007527771.tif 000006
であり、ｍはＡｇｅ＿Ｏｕｔｉが最後に更新されて以来のサンプルの数であり、Ｎは１秒におけるサンプルの数である。各Ａｇｅ＿Ｏｕｔが更新されるタイムスタンプは、ｍを算出するために格納される必要がある。
【００６３】
サブシステムは、Ａｇｅ＿Ｏｕｔｊも更新する必要がある。Ａｇｅ＿Ｏｕｔｊのための公式は、ｊがｉのために置き換えられる以外は上記されたものと同一である。
【００６４】
サブシステムは、無視されたサンプルを含み、毎サンプルごとに現行のタイムスタンプ（Ｃｕｒｒｅｎｔ＿Ｔｉｍｅ＿Ｃｔｒ）を増加する必要がある。
【００６５】
サブシステムがクリアされ、または再初期化された場合、Ａｇｅ＿Ｏｕｔバッファにおける全てのエントリは、Ａｇｅ＿Ｉｎｐｕｔｓｔに再初期化される。更に、Ａｇｅ＿Ｏｕｔエントリが更新されたタイムスタンプに対するバッファにおける全てのエントリは、現行のタイムスタンプから１引いて設定される。これらのステップは、Ａｇｅ＿Ｏｕｔ値が、サブシステムがクリアされ、再初期化されて以来の経過時間より新しいことを保証するためにとられる。
【００６６】
波形がパルス認定および脈拍数のために使用される集団平均インスタンスは、単独で周波数コンテンツに依存するＲａｔｅ＿ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔを使用する。波形が比率の比率および飽和を算出するために使用される集団平均インスタンスは、ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ測定基準が低域通過フィルタリングの追加によって良く（低く）なるか否かにも依存するＳａｔ＿ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔを使用する。これらの重みは、０．１から１．０の間にあり、任意の単一のステップにおいて０．０５より多く増えない。
【００６７】
集団平均重み
サブシステムに、パルス識別および認定サブシステムがポテンシャルパルスの評価をちょうど完成したことが通知された場合、サブシステムは、集団平均サブシステムのインスタンスによって使用される集団平均重みを更新する。個別の重みは、その出力が飽和および脈拍数を計算するのに使用される、２つの集団平均インスタンスのために計算される。これらの重みは、その入力波形が集団平均されていないパルス識別および認定サブシステムのインスタンスによって提供される測定基準に部分的に基づく。
【００６８】
Ｓａｔ＿Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔのための式は以下の通りである。
【００６９】
【数５】
2007527771.tif 000007
ここで、バウンド（ａ，ｂ，ｃ）はｍｉｎ（ｍａｘ（ａ，ｂ），ｃ）を意味する。
【００７０】
上記の式は、比率の比率分散の低い値に対する０．５のデフォルト重みという結果となる。Ｓｈｏｒｔ＿ＲｏＲ＿ＶａｒｉａｎｃｅおよびＰｕｌｓｅ＿Ｑｕａｌ＿ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅは両方とも、３秒間隔に渡って計算される。Ｐｕｌｓｅ＿Ｑｕａｌ＿ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅに対する間隔は、通常最も最近のサンプルを含む、最も最近のパルスの認定または拒絶を用いて終了する。重みは、高い比率の比率分散および一般的に動作アーチファクトを示すＬｏｎｇ＿Ｔｅｒｍ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ａｍｐ＿Ｒａｔｉｏの高い値によって減少される。Ａｒｒ＿Ｍｉｎ＿Ｆｉｌｔ＿Ｗｔ＿Ｆｏｒ＿Ｓａｔは、不整脈度を量化するＰｅｒｉｏｄ＿Ｖａｒに本来基づいて、集団平均重み（０．０５〜０．５５の範囲）において最小値を組み付ける（ｉｍｐｏｓｅ）。これは、集団平均が異なる周期を有するパルスに対して効果的ではないために行われる。最も最近のパルスが良いＰｕｌｓｅ＿Ｑｕａｌ＿Ｓｃｏｒｅを受け取った場合、これはＳａｔ＿Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔの最大値を０．５から１．０に増やし得る。
【００７１】
Ｒａｔｅ＿Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔのための式は以下の通りである。
【００７２】
【数６】
2007527771.tif 000008
これらの式は以下の通りのように、Ｓａｔ＿Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔのためのものと異なる。
ａ）Ａｒｒ＿Ｐｒｏｂを計算するために使用されるしきい値は、不整脈パルスがパルス認定の前の集団平均によって不明瞭にならないことが望まれるため、多少低い。
ｂ）Ｓｈｏｒｔ＿Ｔｅｒｍ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ａｍｐ＿Ｒａｔｉｏの小さい値は、動作アーチファクトがちょうど平常の状態に戻ったことを一般的に示し、それは集団平均重みが早く増やされ得ることを意味する。これは、比率の比率フィルタリングおよび飽和計算に対してではなく、パルス認定に対して都合良くするために経験的に見い出された。
ｃ）心臓が、前の不整脈を用いてまたは用いずにビートを抜かした場合、結果として生じる平均より長いＱｕａｌｉｆｉｅｄ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ｐｅｒｉｏｄは、次のパルス認定から抜かされたビートを不明瞭にしないために、集団平均重みを増やす。
【００７３】
（定義）
［データ入力］
「Ａｖｇ＿Ｐｅｒｉｏｄ」−脈拍数算出サブシステムによって報告される平均パルス周期
Ｌｏｎｇ＿Ｔｅｒｍ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ａｍｐ＿Ｒａｔｉｏ−履歴のパルス振幅と比較された最後のパルス振幅を量化する。パルス識別および認定サブシステムによって提供される。１．０より実質的に大きい値は、動作アーチファクトを一般的に示し、より低いＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔｓの結果として生じる。
【００７４】
Ｐｅｒｉｏｄ＿Ｖａｒ−パルス識別および認定サブシステムからの周期変化性測定基準。不整脈の範囲をゲージするために使用される。
【００７５】
Ｐｕｌｓｅ＿Ｑｕａｌ＿ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ−パルス識別および認定サブシステムからのＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ測定基準。例えば、０．１０の値は、連続パルス周期の間の平均差がＡｖｇ＿Ｐｅｒｉｏｄの１０％であることを示す。
【００７６】
Ｐｕｌｓｅ＿Ｑｕａｌ＿Ｓｃｏｒｅ−パルス識別および認定サブシステムにおけるパルス認定ニューラルネットによって計算されるスコア。ゼロは非常に悪く、１．０は非常に良い。
【００７７】
Ｑｕａｌｉｆｉｅｄ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ｐｅｒｉｏｄ−パルス識別および認定サブシステムによって認定される最も最近のパルス周期。
【００７８】
Ｓｈｏｒｔ＿Ｔｅｒｍ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ａｍｐ＿Ｒａｔｉｏ−前のパルス振幅と比較された最後のパルス振幅を量化する。
【００７９】
［出力］
Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ＿Ｒａｔｉｏ−Ｍｅａｎ＿ＩＲ＿Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ＿Ｃｏｎｔｅｎｔ−脈拍数比
ＬＰＦ＿ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ−比率の比率の変化性を量化する。ＬＰＦ＿Ｓｃａｌｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓから９秒ウィンドウに渡って計算される。
【００８０】
Ｒａｔｅ＿ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔ−パルス認定および脈拍数算出のために使用される波形を前処理する集団平均サブシステムのインスタンスによって使用される低域通過フィルタ重み。
【００８１】
ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ−比率の比率の変化性を量化する。Ｓｃａｌｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓから９秒ウィンドウに渡って計算される。０．１０の値は、サンプル−サンプル比率の比率値が、平均比率の比率値と、平均比率の比率値の１０％平均異なる。
【００８２】
Ｓａｔ＿Ｅｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔ−パルス認定および脈拍数算出のために使用される波形を前処理する集団平均サブシステムのインスタンスによって使用される集団平均重み。
【００８３】
Ｓａｔ＿ＬＰＦ＿Ｗｅｉｇｈｔ−パルス認定および脈拍数算出のために使用される波形を前処理する集団平均サブシステムのインスタンスによって使用される低域通過フィルタ重み。
【００８４】
Ｓｃａｌｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓ−ＩＲおよび赤Ｐｒｅ＿Ｐｒｏｃｅｓｓｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓのスケールされたバージョン。
【００８５】
Ｓｈｏｒｔ＿ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ−比率の比率の変化性を量化する。Ｓｃａｌｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍから３秒ウィンドウに渡って計算される。
【００８６】
［内部変数］
Ａｒｒ＿Ｐｒｏｂ−集団平均の量を制限する不整脈の可能性。２つのＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔｓの各々に対して特有であるしきい値を用いて、Ｐｅｒｉｏｄ＿Ｖａｒに基づく。
【００８７】
Ａｒｒ＿Ｍｉｎ＿Ｆｉｌｔ＿Ｗｔ＿Ｆｏｒ＿Ｒａｔｅ，Ａｒｒ＿Ｍｉｎ＿Ｆｉｌｔ＿Ｗｔ＿Ｆｏｒ＿Ｓａｔ−それぞれのＡｒｒ＿Ｐｒｏｂ値に基づく２つのＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔｓに対する最小値。
【００８８】
ＬＰＦ＿Ｓｃａｌｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓ−ＬＰＦ＿ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅを計算するために使用されるＳｃａｌｅｄ＿Ｗａｖｅｆｏｒｍｓの低域通過フィルタバージョン。
【００８９】
Ｍｅａｎ＿ＩＲ＿Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ＿Ｃｏｎｔｅｎｔ−ＩＲ入力波形の平均周波数コンテンツの推定。
【００９０】
ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ＿Ｂａｓｅｄ＿Ｆｉｌｔ＿Ｗｔ−ＲｏＲ＿Ｖａｒｉａｎｃｅ測定基準およびＬｏｎｇ＿Ｔｅｒｍ＿Ｐｕｌｓｅ＿Ａｍｐ＿Ｒａｔｉｏに基づくＥｎｓｅｍｂｌｅ＿Ａｖｅｒａｇｉｎｇ＿Ｆｉｌｔｅｒ＿Ｗｅｉｇｈｔｓに対する構成要素。
【図面の簡単な説明】
【００９１】
【図１】本発明を具体化する酸素測定システムのブロック図である。
【図２】本発明の実施形態を含む、酸素濃度計のソフトウェア処理ブロックの図である。
【図３】複合パルスの生成を示す図である。
【図４】集団平均実績のチャートである。
【図５】複合パルスバッファにおける所定の変数を更新するための状態機械の図である。
【図６】複合パルスバッファにおける所定の変数を更新するための状態機械の図である。
【図７】複合パルスバッファにおける所定の変数を更新するための状態機械の図である。
【図１】
2007527771.tif 000009
【図２】
2007527771.tif 000010
【図３】
2007527771.tif 000011
【図４】
2007527771.tif 000012
【図５】
2007527771.tif 000013
【図６】
2007527771.tif 000014
【図７】
2007527771.tif 000015
【国際調査報告】
2007527771.tif 000016
2007527771.tif 000017
2007527771.tif 000018
2007527771.tif 000019
2007527771.tif 000020