申请/专利权人：德尔格制造股份两合公司

申请日：2015-08-24

公开（公告）日：2020-10-23

公开（公告）号：CN106687027B

主分类号：A61B5/00(20060101)

分类号：A61B5/00(20060101);A61B5/024(20060101);A61B5/0402(20060101)

优先权：["20140825 US 62/041313"]

专利状态码：有效-授权

法律状态：2020.10.23#授权;2018.08.03#专利申请权、专利权的转移;2017.06.30#实质审查的生效;2017.05.17#公开

摘要：提供了减少信号中的噪声。第一滤波器包括用于对在确定至少一个患者参数中使用的第一信号进行滤波的可选择性地限定的通带。特征分析器检测第二信号的特征，并且使用在先前出现的时间窗口之上的第二信号内的一系列数据值来生成变化性测量值。耦合到特征分析器的滤波器控制器使用变化性测量值来限定针对第一滤波器的通带的特征，并根据所限定的特征选择性地调整第一滤波器的通带。还描述了相关装置、系统、技术和物品。

主权项：1.一种减少信号中的噪声的装置，包括：第一滤波器，其具有用于对在确定包括心率的至少一个患者参数中使用的第一信号进行滤波的可选择性地限定的通带；特征分析器，其检测第二信号的特征，并使用在先前出现的时间窗口之上的所检测的第二信号的特征的先前值来生成心率变化性测量值；滤波器控制器，其耦合到特征分析器，所述滤波器控制器使用心率变化性测量值来限定针对第一滤波器的通带的特征并根据所限定的特征选择性地调整第一滤波器的通带；以及耦合到特征分析器和第一滤波器中的每一个的参数处理器，所述参数处理器使用经滤波的第一信号来确定至少一个患者参数，其中，参数处理器通过计算在预定时段窗口之上的脉搏率变化性（PRV）并将脉搏率变化性与心率变化性进行比较来确定信号质量指标（SQI）。

全文数据：除去信号中的噪声[0001]相关申请的交叉引用本申请根据35U.S.C.§119e针对在2014年8月25日提交的美国临时专利申请号62041，313要求优先权，其全部内容通过引用明确地并入本文。技术领域[0002]本文中描述的主题涉及电子设备，并且更具体地涉及用于除去由传感器所感测的信号中的噪声并且在确定患者的生理参数中使用的改进的系统。背景技术[0003]使用电子设备来执行任何数量的任务随时间稳定地增加。这在向患者提供保健的领域中尤其如此。在医疗领域中，患者监测设备和或系统经由至少一个传感器选择性地耦合到患者，所述传感器感测来自患者的信息并且在导出与患者相关联的至少一个生理参数中使用。[0004]-种类型的患者监测设备是脉搏血氧计。脉搏血氧计使用光传输和吸收原理测量动脉血氧饱和度SpO2和脉搏率PR，并生成光电血管容积图（PPG信号。脉搏血氧计使用固定到患者的预定位置之一的传感器。脉搏血氧计可以固定到的患者上的预定位置的示例包括但不限于手指、足部、耳垂、脚趾、脸颊、鼻子、鼻翼、头皮、手腕和躯干。传感器通常包含至少两个发光二极管LED和光电二极管检测器。LED发射红色（~660nm和红外（~880nm波长处的光，其中一些被患者的组织和流体吸收，并且其中一些到达光电二极管检测器。由LED发射的光的上述波长仅仅为了示例的目的而描述，并且在操作中，LED可以发射落在红色区域和红外区域内的任何波长处的光。更一般地，可能的是，LED可以发射甚至在红色和红外区域之外的两个不同波长处的光。此外，多LED传感器可以在红色和红外区域之外的附加波长处测量。氧合和脱氧血红蛋白不同地吸收红光和红外光。改变血氧浓度改变了两个波长处的相对吸收。然后可以分析所获取的红色和红外信号以测量血氧合。发射器和检测器之间的组织和流体越多，到达检测器的红光和红外光越少。因此，测量的PPG信号包含恒定DC分量和脉动AC分量。DC分量产生于固定吸收体，包括皮肤、肌肉、脂肪、骨骼和静脉血。AC分量产生于心脏的周期性脉动，从而驱动动脉血体积的改变。可以通过检测脉搏峰值并在固定时间段例如60s上对其数目进行计数来从PPG测量PR。可以通过计算红色和红外信号二者中的AC与DC分量之比来测量Sp02,其通常被称为"比率之比"R，并且在下面的等式1中说明。[0005]如在本领域中已知的，在等式1中确定的结果所得值R被用于在实验确定的参考表中查找SpO2值。仅为了示例的目的提供等式1，并且在操作中，血氧计可以使用计算SpO2的不同方法。[0006]与由脉搏血氧计确定的PR和SpO2值相关联的缺点是它们对被测量的信号中存在的噪声的敏感性。可能存在于被测量的信号中的噪声的类型可以包括如下的任何一个：（a电子噪声；（b环境光；（c电烙器噪声和d来自任何源的任何其他类型的噪声。下面图示了其中存在的噪声是电子噪声的示例。然而，其不应被解释为意味着信号仅包括单一类型的噪声。事实上，取决于脉搏血氧计周围的环境条件，信号可以在任何给定时间包括多种不同类型的噪声。[0007]模拟电子组件将噪声引入到测量的PPG信号中。噪声破坏了通过患者的组织传输的LED信号。当患者的组织非常不透明时例如，当传感器部位是像新生儿足部的厚的附肢时，或当皮肤具有黑色素沉着时），大部分LED信号在组织中被吸收，并且仅微弱的信号被血氧计电路接收。接收器电路可以通过放大微弱的信号来补偿它;然而，信号和噪声被一起放大。更糟糕的是，放大信号的动作引入了额外的噪声。实际上，在模拟电路中执行的大多数滤波和放大操作将额外的噪声引入到测量的信号中。这降低了信噪比（SNR。因此，因为信号AC分量通常是总测量信号的非常小的部分通常大约1%或更小），所以AC信号可能容易被噪声遮蔽或克服，从而导致AC分量的不正确测量。该噪声使得数字信号处理更难以估计PR和Sp02,因为等式1中使用的AC值ACr和ACir将较不准确。不正确的测量导致假警报，并且导致报警疲劳的临床问题，其中临床医生对过于活跃的警报变得不敏感。因此，高度期望从测量的PPG信号中去除噪声，以改进患者监测。[0008]通过使信号带宽变窄，可以降低噪声并且可以增加SNR。一些噪声可以是白色的BP，跨所有频率是恒定的），诸如由电阻电路元件引入的噪声。其他噪声可以具有Ιf分布BP，随着频率增加，噪声变得较不强大），诸如由有源半导体电路元件引入的噪声。在任一情况下，噪声可以近似为白色，因为感兴趣的PPG带宽非常窄，通常不大于~5Hz。白噪声的功率随信号带宽的平方根而增加。如果信号带宽可以减小到四分之一，则噪声将减少到二分之一。发明内容[0009]在一个方面，提供了一种用于减少信号中的噪声的装置。第一滤波器包括用于对在确定至少一个患者参数中使用的第一信号进行滤波的可选择性地限定的通带。特征分析器检测第二信号的特征，并且使用在先前出现的时间窗口之上的第二信号内的一系列数据值来生成变化性variabiIity测量值。第二信号内的一系列数据值包括在先前出现的时间窗口之上检测到的第二信号的特征的过去值。耦合到特征分析器的滤波器控制器使用变化性测量值来限定针对第一滤波器的通带的特征，并根据所限定的特征选择性地调整第一滤波器的通带。[0010]在另一方面，提供了一种减少信号中的噪声的方法。该方法包括选择性地限定用于对在确定至少一个患者参数中使用的第一信号进行滤波的第一滤波器的通带，以及通过特征分析器检测第二信号的特征。使用在先前出现的时间窗口之上的第二信号内的一系列数据值来生成变化性测量值，并且滤波器控制器使用变化性测量值来限定针对第一滤波器的通带的特征。根据所限定的通带的特征选择性地调整第一滤波器的通带。[0011]在任何可行的组合中可以包括以下特征中的一个或多个。例如，特征分析器可以在连续的时间区间上连续地生成变化性测量值，并且滤波器控制器连续地调节第一滤波器的通带。所检测的第二信号的特征可以与至少一个患者参数相关联。通带的特征可以包括以下中的至少一个：（a针对通带的中心频率；（b针对通带的频率包络的宽度；（c针对通带的下限和上限截止频率；以及d针对通带的频率包络的形状。通带的特征可以包括表示扩展通带宽度的保护带的数据。[0012]第一传感器可以感测来自患者的第一信号。第二传感器可以感测来自患者的第二信号。第二传感器可以独立于第一传感器。参数处理器可以耦合到特征分析器和第一滤波器中的每一个。参数处理器可以使用经滤波的第一信号来确定至少一个患者参数。参数处理器可以将至少一个患者参数与第二信号的特征进行比较，以确定信号质量指标SQI度量。当该比较指示SQI度量低于阈值时，特征分析器可以选择性地修改在确定变化性测量值中使用的特征分析器的至少一个参数。第一信号可以是光电血管容积图PPG信号。至少一个患者参数可以包括患者的脉搏率PR和患者的血氧饱和度水平Sp02中的至少一个。第二信号可以包括心电图（ECG信号。[0013]第一滤波器可以对从第一波长处的光所测量的信号进行滤波。第二滤波器可以对从第二波长处的光所测量的信号进行滤波。第二波长可以大于第一波长。可以使用由滤波器控制器生成的滤波器参数来调节针对第一滤波器和第二滤波器中的每一个的通带。第二信号的变化性测量可以表示使用心率变化性测量技术的预定时段上的心率变化性HRV。特征分析器可以使用以下中的至少一个来确定心率变化性HRV:a时域测量技术；（b频域测量技术；（c联合时频域测量技术；（d非线性动态测量技术；以及e任何其他类型的HRV测量技术。[0014]第二信号的特征可以是从ECG信号导出的心率HR。变化性测量值可以表示预定先前时段上的心率变化性HRV。参数处理器可以通过计算预定时段窗口上的脉搏率变化性PRV并将脉搏率变化性与心率变化性进行比较来确定信号质量指标SQI。第一滤波器的通带表示心跳的频率。[0015]可以在连续的时间区间上连续地生成变化性测量值。第一滤波器的通带可以由滤波器控制器连续地调节。所检测的第二信号的特征可以与至少一个患者参数相关联。限定通带的特征的活动可以包括以下中的至少一个：（a限定针对通带的中心频率；（b限定针对通带的频率包络的宽度；（c限定针对通带的下限和上限截止频率；以及d限定针对通带的频率包络的形状。限定通带的特征的活动可以包括生成表示扩展通带的宽度的保护带的数据，以及使用表示保护带的数据扩展第一滤波器的通带的宽度。[0016]可以经由第一传感器感测来自患者的第一信号。可以经由第二传感器感测来自患者的第二信号。第二传感器可以独立于第一传感器。经滤波的第一信号可以由参数处理器用于确定至少一个患者参数。可以由参数处理器将至少一个患者参数与第二信号的特征进行比较，以确定信号质量指标SQI度量。当该比较指示SQI度量低于阈值时，可以选择性地修改在确定变化性测量值中使用的特征分析器的至少一个参数。[0017]可以经由第一滤波器对从第一波长处的光所测量的信号进行滤波。可以经由第二滤波器对从第二波长处的光所测量的信号进行滤波。第二波长可以大于第一波长。可以使用由滤波器控制器生成的至少一个滤波器参数来针对第一滤波器和第二滤波器中的每一个调节通带。第二信号的变化性测量可以表示在预定时段上的心率变化性HRV。心率变化性HRV可以由特征分析器使用以下中的至少一个来确定：（a时域测量技术；（b频域测量技术；（c联合时频域测量技术；（d非线性动态测量技术；以及e任何其他类型的HRV测量技术。[0018]信号质量指标（SQI可以由参数处理器确定。可以计算在预定时段窗口上的脉搏率变化性PRV，并且可以将脉搏率变化性与心率变化性进行比较。第一滤波器的通带可以表不心跳的频率。[0019]还描述了存储指令的非暂时性计算机程序产品（即，在物理上体现的计算机程序产品），所述指令当由一个或多个计算系统的一个或多个数据处理器执行时使至少一个数据处理器执行本文的操作。类似地，还描述了可以包括一个或多个数据处理器和耦合到一个或多个数据处理器的存储器的计算机系统。存储器可以临时或永久地存储使至少一个处理器执行本文描述的操作中的一个或多个的指令。此外，方法可以由在单个计算系统内或者分布在两个或更多个计算系统之间的一个或多个数据处理器实现。这样的计算系统可以被连接并且可以经由一个或多个连接来交换数据和或命令或其他指令等，这些连接包括但不限于通过网络例如因特网、无线广域网、局域网、广域网、有线网络等）、经由多个计算系统中的一个或多个之间的直接连接等的连接。[0020]在附图和下面的描述中阐述了本文所描述的主题的一个或多个变型的细节。根据说明书和附图以及根据权利要求书，本文描述的主题的其他特征和优点将是显而易见的。附图说明[0021]图1是用于减少信号中的噪声的设备的框图；图2是用于减少信号中的噪声的设备的框图；图3是详细描述用于减少信号中的噪声的算法的流程图；图4是描绘其中可以使用图3中的算法来减少噪声的示例性信号的图表；图5是描绘针对某一时间段之上的平均心率绘制的瞬时心率的图表；图6是描绘根据现有技术的具有在最小化噪声中使用的频率包络的示例性信号的图表；图7是描绘具有在最小化噪声中使用的频率包络的示例性信号的图表；图8是描绘示出在最小化噪声中使用的频率包络的图7中的信号的部分的更详细视图的图表；图9是图示当PPG信号利用5Hz带通滤波器来滤波时的脉搏血氧计的动态范围的表面图；图10是图示当PPG信号利用设置为具有±0.5Hz的预定保护带的平均HR的BPF中心频率来带通滤波时的脉搏血氧计的动态范围的表面图；以及图11是图示当PPG信号使用具有±0.1Hz的保护带的HRV的测量来进行带通滤波时的脉搏血氧计的动态范围的表面图。具体实施方式[0022]当前主题的一些方面描述了用于去除噪声和改进SNR的滤波方法。根据当前主题的一些方面的系统解决了与从由传感器感测的信号导出患者参数相关联的缺陷。[0023]提供了减少由患者连接传感器感测的信号中的电子噪声。在一些实现中，装置有利地感测来自患者的第一信号，并且使用从第二信号导出的特征来抑制引入到第一信号中的噪声，该第二信号在频率方面与第一信号相关，由第二患者连接传感器感测，以动态地调整例如，设置对第一感测信号进行滤波的滤波器的参数。在第一信号中引入的噪声可以包括以下中的至少一个：（a电子噪声；（b环境光；（c电烙器噪声；以及d来自任何源的任何其他类型的噪声。另外，如本文所使用的，动态地调整滤波器包括动态地且实时地使用特征来修改滤波器的至少一个特征以将频率的范围限定为a通过其；以及b被其排除中的至少一个的活动。被用于动态地调整用于对第一感测信号进行滤波的滤波器的特征可以基于从来自第二信号的一系列瞬时数据值导出的变化性参数，并且与感兴趣以用于确定至少一种类型的患者参数的第一信号的部分相关联。[0024]滤波器可以包括可限定的通带，其指的是被允许通过滤波器以用于其进一步处理的特定信号的频率的范围。此外，可以使用从第二信号导出的特征来调整通带。滤波器的动态调整通过如下发生:确定与通带相关联并且基于特征的值的频率包络，以及控制滤波器允许具有包络内的频率内容的信号通过其，而同时排除具有包络之外的频率内容例如，较高或较低频率的信号。因为特征与第一信号的感兴趣部分相关联，所以所确定的包络足够窄以最大化被抑制的噪声量，而同时最小化将排除感兴趣的信号部分的可能性。在一个实现中，动态地调整滤波器可以包括通过设置以下中的至少一个来限定滤波器的通带的特征：（a针对通带的中心频率；（b通带的宽度；以及c通带的形状。[0025]在另一实现中，动态地调整滤波器可以包括以下中的至少一个：（a调节滤波器的中心频率；（b调节针对滤波器的上限截止频率；以及（c调节滤波器的下限截止频率。此外，通过如上文所讨论的那样动态地调整滤波器，装置可以自动地修改被用于在逐时段的基础上调整滤波器的参数。这有利地使得滤波器的调整能够在滚动的基础上发生，从而利用从第二信号导出的特征的任何改变来改进对第一信号中的任何噪声的抑制。通过使用该特征动态地调整滤波器，装置有利地实现了最大化第一感测信号的有效分量的通过和最小化带内噪声的通过之间的平衡。[0026]在图1中提供了用于减少信号中的噪声的示例性装置1〇〇。图1的示例性装置100可以是具有第一类型的患者连接传感器120的患者监测设备102,所述传感器感测来自患者的第一类型的信号。感测来自患者的第二类型的信号的第二类型的患者连接传感器130也连接到患者监测设备102。[0027]患者监测设备102包括用于选择性地处理第一类型的信号和第二类型的信号以确定多个不同的患者参数的参数处理器104。参数处理器104表示被特别地规定为执行至少一种类型的患者参数处理算法的电路，该算法使用包含在第一类型的信号和第二类型的信号中的数据来导出可以经由输出处理器106输出给临床医生的相应类型的患者参数数据。输出处理器106可以接收由参数处理器104确定的患者参数数据并格式化以用于显示其。在另一实现中，输出处理器106可以包括通信功能并生成包括患者参数数据的消息。输出处理器106选择性地连接到通信网络以将消息传送到远程系统例如，保健信息系统、中央监测站等）。一旦被传送，消息中的患者参数数据可以被临床医生用来支持向患者递送保健。[0028]为了导出在支持向患者递送保健中使用的患者参数数据，患者监测设备102包括处理和或修改由第一类型的传感器120和第二类型的传感器130感测的信号的多个组件。患者监测设备102包括至少一个滤波器108,其对第一类型的信号进行滤波以排除预定频带之外的所有分量，从而仅允许将第一类型的信号的感兴趣部分提供给参数处理器104以用于在确定患者参数数据中使用。因为装置最小化包含在第一类型的信号中的噪声，所以期望确定足够窄以排除尽可能多的噪声但足够宽以确保提供给参数处理器104的经滤波信号包括与确定患者参数数据相关的所有信息的频率包络。频率包络的确定有利地使用从第二类型的信号导出的特征来实现，所述第二类型的信号在频率方面与第一信号相关，由第二传感器130感测。[0029]患者监测设备102包括从第二类型的信号导出已知为与第一类型的信号的感兴趣部分相关联的特征的特征分析器110。特征是表示在由特征分析器110对其的确定之前的预定时段之上的某一类型数据的变化性的变化性测量。在一个实现中，预定时段可以表示许多单独数据值。在另一实现中，预定时段可以表示某一时间段。特征分析器110生成提供给滤波器控制器112的变化性测量。滤波器控制器112通过建立限定针对滤波器108的通带的带宽包络而将变化性测量转换成被用于控制至少一个滤波器108的滤波器控制参数。带宽包络包括上限和下限，其使得具有上限和下限之间的频率的信号能够通过其。在一个实现中，通过滤波器控制参数建立的带宽包络也可以包括保护带。保护带表示频率范围在包络的上限以上和下限以下的增加，以最小化排除相关信号的可能性。在另一实现中，保护带可以使频率范围增加到上限以上。可替代地，保护带可以使频率范围降低到下限以下。为了生成保护带，滤波器控制器112自动地修改基于变化性测量而确定的滤波器控制参数以增加包络的宽度，以补偿由特征分析器确定的变化性测量中的任何误差。因此，实时地，在每一个区间处，特征分析器110可以确定被用于根据需要连续地确定和修改滤波器参数的变化性测量，所述滤波器参数被用于限定滤波器108的频率包络。因此，在其处第一信号由第一传感器120感测的每一个区间处，滤波器108自动地配置为包括通带以捕获在确定患者参数数据中相关的信号。在配置频率包络中使用的变化性测量与由参数处理器104确定的患者参数数据相关联。此外，由于该配置实时地并且在每一个测量区间发生例如，滚动配置），所以患者监测设备102通过排除具有频率包络之外的频率的那些信号来有利地抑制包含在第一类型的信号中的噪声。[0030]虽然图1的示例性装置100被描述为单个患者监测设备，但是本领域技术人员将理解，本文所描述的组件可以实现在能够经由通信网络彼此通信的多个设备中。可替代地，这两个设备可以连接到单个对接站并且其之间的通信可以由对接站促进。[0031]另外，包括单个滤波器108的患者监测设备的描述仅出于示例的目的而示出，并且被描述以说明当前主题的原理。然而，患者监测设备102可以具有可以被用于对第一类型的信号的不同部分进行滤波的多个滤波器。例如，如果第一传感器120感测到多个信号，则患者监测设备102可以包括等于由第一传感器120感测的信号的数目的滤波器108的数目。这些滤波器中的每一个可以使用由滤波器控制器112基于变化性测量而生成的滤波器参数来选择性地控制。[0032]在图2中更详细地图示了图1中描述的示例性患者监测设备。图2描绘了患者监测设备200,其中第一传感器是感测表示光电血管容积图PPG的第一信号的脉搏血氧计220。PPG信号包括从在第一波长处感测的光例如，在基本上660nm处的红光所测量的信号和从在第二波长处感测的光（例如，在基本上880nm处的红外光所测量的信号。患者监测设备200包括用于对来自第一波长的光的信号进行滤波的第一组滤波器207a和用于对来自第二波长的光的信号进行滤波的第二组滤波器207b。第一组滤波器207a和第二组滤波器207b每一者分别包括带通滤波器BPF208a和208b，以及分别包括低通滤波器LPF209a和209b。由带通滤波器208a、208b所滤波的信号的部分产生AC分量。因此，由于存在由脉搏血氧计220所感测的两个不同的信号波长，所以带通滤波器208a生成与第一波长的光相关联的AC分量ACr，并且带通滤波器208b生成与第二波长的光相关联的AC分量ACir。来自第一波长和第二波长的光的信号还被低通滤波器209a、209b滤波以生成DC分量。低通滤波器209a的输出是与来自第一波长的光的信号相关联的DC分量DCr，并且低通滤波器209b的输出是与来自第二波长的光的信号相关联的DC分量①Cir』^^、0^和0^的值被提供给参数处理器204,该参数处理器204确定表示在给定时间的针对患者的SpO2值和PR值的患者参数数据。在图4中示出了来自第一波长的光的信号和来自第二波长的光的信号的示例性绘图400。在图4中，从新生儿患者的足部测量PPG信号。信号很弱并且被强电子噪声破坏（即，其具有低SNR。在没有高级滤波技术的情况下，难以在这样的低SNR时段期间准确地测量PR和SpO2。[0033]高度期望控制在限定带通滤波器208a和208b的频率包络中使用的滤波器参数，所述带通滤波器208a和208b用于对来自第一和第二波长的光的信号进行滤波以改进所确定的PR和SpO2的准确度。为了控制滤波器参数，患者监测设备200还经由多个患者连接电极230感测表示心电图（ECG信号的第二信号。仅出于示例的目的描述了感测表示ECG信号的第二信号的第二传感器（即，多个患者连接电极230,并且第二信号可以包括可以在频率方面与第一信号相关的任何类型的信号。其他类型的第二信号的示例包括以下中的任何一个：（a有创动脉血压（IBP或ABP信号；（b心冲击图（BCG信号；（c从位于与生成第一信号的脉搏血氧计不同的位置处的脉搏血氧计导出的第二PPG信号；以及d可以在频率方面与第一信号相关的任何其他类型的信号。还期望第二信号独立于第一信号导出以进一步改进可靠性。由ECG电极感测的电脉冲被提供给特征分析器210。特征分析器210包括分析由电极感测的电生理数据并确定瞬时心率HR系列的心跳检测器211。特征分析器还包括心率变化性HRV分析器213，其使用紧接在前的时段之上的瞬时HR系列数据来确定表示患者在先前时段之上的HR的变化性的HRV测量。紧接在前的时段可以被称为分析窗口或变化性窗口。由HRV分析器213输出的HRV测量值被提供给滤波器控制器212，滤波器控制器212使用HRV测量来计算滤波器参数。滤波器参数控制表示频率包络并且被用于调整带通滤波器208a和208b以限定每一个带通滤波器208a和208b的通带。这有利地使得设备能够基于特征来实时地动态调整多个滤波器，所述特征已知为与感兴趣的第一信号的部分相关并且被用于确定患者的PR和SpO2二者。[0034]通过使用由HRV分析器213导出的HRV测量来调整BPF的通带，可以实现最大化有效脉搏频率内容和最小化带内噪声之间的滤波平衡。此外，要理解，由参数处理器204在确定PR值和SpO2值中使用的PPG分量来自红光和红外光的信号）中的相关信息存在于HR频率处或附近。因此，当确定患者参数数据时，第二信号（HR和HRV的特征与感兴趣的第一信号PPG的部分相关联。[0035]HRV是用于描述瞬时心率和RR区间二者的变化的术语。HRV是对象的自主状态的反映。存在随时间的患者的HR中的变化的许多不同原因。一个原因可能源于患者从健康放松的状态改变为疾病压力的状态，由此改变HR模式。另外，患者的HR可能在高频带HF，0.15~0.4Hz中波动。称为呼吸性窦性心律失常RSA的这种波动是一种健康的心律失常。另一种称为压力反射的现象可能使HR在低频带LF，0.04-0.15Hz中波动。其一个示例是导致低频~0.1Hz波动并且在高压力下的儿科对象当中尤其常见的迈耶波。最后，诸如昼夜节律之类的长期周期可能导致非常低的频带VLF，〈0.04Hz中的HR波动。可以被用于描述连续心动周期中的振荡的其他术语包括例如周期长度变化性、心期变化性、心期变化性、RR变化性和RR区间血流速度图。[0036]为了补偿导致患者的HR中的变化的这些和其他现象，心跳检测器211生成表示瞬时HR数据的一系列数据值。瞬时HR数据值表示正常到正常NN心跳区间，其是由窦房结去极化所引起的相邻心跳之间的那些区间。NN区间反映了自主状态。瞬时HR数据值还可以包括由其他原因（例如，早搏室性心跳、早搏房性心跳、结性早搏心跳、束支传导阻滞心跳、室上性早搏或异位性心跳、R-on-T心室早发性收缩、室性和正常心跳的融合、房性逸搏、结性逸搏、室上性逸搏、室性逸搏、节奏心跳、节奏和正常心跳的融合等所引起的异常心跳。仅NN心跳区间反映自主状态，并且其他心跳通常从HRV分析排除。然而，本系统涉及测量心跳脉搏的频率。如果异常非自主）心跳产生脉搏，则其将在PPG信号中显现并且应当在HRV计算中使用。因此，心跳检测器211有利地表征所有心跳，而不管它们的起源如何。参数处理器204配置由HRV分析器213使用的窗口。窗口表示要由HRV分析器213分析的瞬时HR数据的预定时段。在一个实现中，预定时段可以被设置为等于10秒，因为HR可以基于呼吸驱动波动RSA的多个周期的存在而在典型的~IOs窗口内广泛地变化。例如，在以每分钟12次呼吸缓慢呼吸的成年患者中，在10秒窗口中将发生两个RSA循环，而在以每分钟30次呼吸快速呼吸的新生儿对象中，窗口将包含5个RSA循环。窗口还可以包含较低频率波动的约一个周期。这在易于在~〇.IHz处表现出迈耶波的儿科对象中尤其如此。因此，与简单地在窗口之上平均瞬时HR数据并使用平均值相反，HRV分析器213有利地维持与患者HR的瞬时波动相关联的信息，从而允许这些变化更好地剪裁带通滤波器208a和208b的带宽包络。在图5的绘图500中图示了典型的IOs平均HR系列及其瞬时HR对应物之间的差异。其中，容易显而易见的是，如与在线504中图示的瞬时HR对应物相比，使用由线502所图示的平均HR将要求带通滤波器208a和208b的带宽包络不合理地大保守conservative由此包括不合期望的噪声，或者不合理地窄（激进aggressive由此排除在确定针对患者的PR和Sp〇2值中相关的脉动信息。关键的问题在于，HRV在时间上或者跨对象不是恒定的，并且频率和振幅可以广泛地变化。因此，在不将HRV因素包括进限定针对带通滤波器208a和208b的带宽包络的边界中的情况下，存在通过不合期望的带内噪声或从PPG信号除去有效的脉搏信息从而导致由参数处理器204生成的较不准确的PR和SpO2值的增加风险。[0037]HRV分析器213有利地根据至少一种类型的HRV测量技术来生成HRV测量。能够由HRV分析器213实现的HRV测量技术包括以下中的至少一个：（a时域测量技术；（b频域测量技术；（c联合时频域测量技术；（d非线性动态测量技术；以及e任何其他类型的HRV测量技术。所列出的技术不意味着被解释为限制性的，并且能够测量HRV的任何算法技术可以由HRV分析器采用。如本文所使用的，术语"技术"表示可由HRV分析器213电路执行的某一类型的算法。[0038]在一个实现中，HRV分析器213可以通过分析时域中的瞬时HR系列数据来确定HRV测量值。通常，时域测量技术应用NN区间的统计分析或NN区间之间的差异。在时域中应用的统计分析的一个示例是估计HR的总体变化性的NN的标准偏差SDNN。HR的总体变化性链接到自主状态，其中具有与健康放松的状态相关联的增加变化性以及与疾病压力的状态相关联的减少变化性。SDNN通常在5分钟长的分析窗口中使用;然而，即使当窗口减小到1分钟并且可能甚至更短时，该方法仍然继续起作用，因为当前的HRV分析不被用于测量患者的自主状态，而是被用于测量与窗口内的所有HR脉搏相关联的频率的变化。在一些示例性实现中，HRV分析器213从心跳检测器211接收瞬时HR系列，并将HRV计算为预定数目的样本或时间长度的标准偏差。应用于生成HRV测量值的统计分析的另一个示例是NN之间的连续差的均方根RMSSD。RMSSD估计HR中的短期高频变化。虽然广泛使用，RMSSD可以与其他算法结合以用于当前主题的目的。可以期望的是，HRV分析器213捕获低频HR变化（除了来自RMSSD的高频变化之外），因为在一些实现中所有HRV频率都可能是重要的。在一些示例性实现中，HRV分析器213从心跳检测器211接收瞬时HR系列，并且将HRV计算为预定数目的样本或时间长度之上的HR系列中的心跳至心跳改变的均方根。可以根据下式计算针对η个样本的均方根：其中Xi表示两个连续的HR样本之间的差异。[0039]由于本主题的一些实现可以测量HR的变化性而不是患者的自主状态，所以用于本主题目的的SDNN和RMSSD的实现将被扩展以额外地处理非NN区间。时域测量技术的另一示例涉及点过程建模。点过程建模将HR样本建模为从统计点过程提取的随机变量。随机变量使用逆高斯分布来建模，其参数从心跳时间的最近历史估计。每当出现新的心跳时，利用新的估计来连续地更新参数。在一些示例性实现中，HRV分析器213从心跳检测器211接收瞬时HR系列，并计算逆高斯分布参数例如，平均值和形状）ARV可以从逆高斯分布确定，其可以通过下式描述：其中μ表示平均值，并且λ表示形状参数。标准偏差的最大似然估计可以被用作HRV。[0040]在一些实现中，点过程建模可以包括历史依赖的逆高斯HDIG点过程。对于HDIG，假设给定任何R波事件yk，到下一R波事件为止的等待时间（例如，下一R-R区间的长度遵循通过下式描述的HDIG概率密度：变模型参数的向量。HRV可以是R-R区间或心率的标准偏差的最大似然估计中的一个或多个。给定最大似然估计9t，R_R区间和心率的标准偏差的最大似然估计分别由下式给出：[0041]点过程建模方法可以有利地将离散的、不均匀采样信号HR系列转换成具有任意分辨率的连续时间信号，从而使得能够估计心跳之间的HRV参数。此外，点过程建模技术可以有利地预测下一心跳的时间，这允许HRV分析器213和滤波器控制器212在即将到来的脉搏之前更好地调整BPF参数。[0042]在另一实现中，HRV分析器213可以通过分析频域中的瞬时HR系列数据来确定HRV测量值。执行频域分析有利地揭示了针对HR系列的基础结构。HRV分析器213执行将HR系列从时域变换到频域的傅立叶变换FT，并且结果所得的功率谱可以被划分成不同的频带。这些频带中的功率示出为反映自主状态。频域测量技术的一个示例包括分析低频（LF，0.04-0.15Hz和高频HF，0.15-0.4Hz带中的功率，测量它们的原始功率LF或HF功率）、归一化功率LFnu或HFnu或功率比（LFHF比）。频域测量对于HR预测可能是有用的。总体功率近似等于SDNN，并且可以被用于估计总体HR方差。各种频率的功率和相位可以被用于预测HR轨迹例如，上升或下降，基于其正弦相位），使得BPF可以在即将到来的脉搏之前被调整。在执行频域测量技术时，HRV分析器213将由心跳检测器211导出的HR系列重新采样到均匀间隔的网格上。一旦重新采样，HRV分析器执行快速傅立叶变换FFT算法以将重新采样后的数据变换到频域中，以确定窗口时段之上的HR的变化性。通常，频域测量技术需要相对长的数据窗口并且假设平稳stationary的时间系列。这是因为FT基函数、复指数在频率方面高度局部化，但在时间方面低度局部化。因此，随着窗口长度减小，准确度降低，因此更长的分析窗口是合期望的。[0043]在另一实现中，HRV分析器213可以通过使用联合时频JTF域测量技术分析瞬时HR系列数据来确定HRV测量值。使用JTF技术是有利的，因为其被设计为使用比用于频域测量技术的分析窗口短的分析窗口来操作。频域技术假设HR信号在分析窗口之上是平稳的。然而，在现实中，HR信号更有可能是高度非平稳的。因此，通过使用更短的分析窗口，JTF测量技术可以有助于减轻平稳性假设，因为HR系列更可能随着窗口缩短而接近平稳性。JTF技术通过提供时间和频率二者方面的可调局部化、调整它们的基函数以在两个域之间移动能量来实现这一点。在这样做时，它们产生几乎与纯频域技术一样精确的功率谱，但是具有极大地改进的时间局部化并且因此更短的分析窗口）。JTF测量技术有利地更快地响应于HRV的改变。用于确定HRV测量值的JTF测量技术的示例包括但不限于a小波变换WT，其产生与频域测量技术相当的结果，但是使用可以与两个样本长一样短的可调窗口长度；以及bWigner-Ville和或指数分布WVD&ED，其将HR视为随机过程，并计算其随时间改变的功率谱密度。在执行JTF测量技术时，HRV分析器将HR信号重新采样到均匀网格上，然后计算不同频带中的功率。如前所述，这些可以被用于有助于使用对HR信号的多个顺序滤波操作来预测即将到来的脉搏的频率，以确定被滤波器控制器212用来在即将到来的脉搏之前调整BPF的HRV测量。[0044]在另一实现中，HRV分析器213可以通过使用检测HR系列中的混乱的非线性动态测量技术来分析瞬时HR系列数据而确定HRV测量值。HR的非线性动态示出为在健康放松和疾病压力的状态之间改变。混乱的、不可预测的HR被发现是良好健康的标志。非线性动态测量技术的示例包括但不限于a近似熵ApEn或样本熵，其估计HR系列的熵类似于信息内容、统计意外或不可预测性）；（b有限时间Lyapunov指数FTLE，其量化来自HR的相图（随时间改变的系统状态的图形图）的混乱；以及c去趋势波动分析DFA，其测量HR系列中的分形缩放指数。通过使用非线性动态测量技术，HRV分析器可以提供HR的可预测性的测量，从而虑及置信指标的导出以用于预测未来脉搏时间。该置信指标可以由HRV分析器213输出，并且被滤波器控制器212用来调整BPF的通带（以及所包括的保护带，如果适用的话）。例如，在其中HR较不可预测的时段如通过例如增加ApEn所证明的）中，可以加宽保护带，以确保滤波器不会无意地除去落在预期频率范围之外的未来脉搏。[0045]此外，可以使用反馈控制信号来选择性地修改由HRV分析器213使用的窗口。当分析HRV时，HRV分析器213可以选择性地控制表示将包括在分析窗口中的HR历史的量的窗口的长度。HRV分析器可以存储HRV测量值的历史，其可以彼此进行比较以确定与多个HRV测量值相关联的改变模式。如果所存储的HRV测量值被确定为在预定时间段之上一致，则HRV分析器可以自动缩短窗口的长度，这将有利地捕获HRV的较短期改变并且还节省处理时间。相反，如果HRV测量值快速改变，则HRV分析器可以自动增加窗口的长度，从而稳定提供给滤波器控制器212并用于调整带通滤波器208a和208b的测量值。可以以不同的方式确定一致性。当使用简单的统计技术例如SDNN、RMSSD时，分析窗口长度可以设置成与总体HRV的改变速率成比例。当使用频域或JTF技术时，分析窗口长度可以通过HF、LF和VLF频带中的相对功率控制。例如，如果发现HR主要在快速循环中变化强的HF带功率，但弱的LF和VLF带功率），则HRV分析器可以在较短的分析窗口上操作，但仍捕获大多数主要信息。在这些条件下，HRV分析器可以自动缩短分析窗口的长度。相反，如果LF或VLF带功率变得显着，则HRV分析器可以自动加长分析窗口以捕获这些较慢的变化。一致性可以通过HF、LF和VLF频带之间的相对功率的改变速率来确定。当使用非线性动态分析技术时，分析窗口长度可以通过HR系列的所测量的可预测性来控制。如果发现HR是混乱的（使用例如FTLE或DFA，或者发现HR具有高的熵使用例如ApEn，则HRV分析器可以决定过去的HR样本提供关于未来样本的少量信息，并且它可以相应地自动缩短分析窗口。[0046]由HRV分析器213使用任何上述变化性测量技术确定的HRV测量值被提供给滤波器控制器212,滤波器控制器212自动将HRV测量值转换成用于在调整带通滤波器208a和208b中使用的滤波器控制参数。在一个实现中，滤波器控制参数包括由滤波器在计算将由滤波器用于即将到来的脉动测量的频率包络中使用从而限定针对滤波器的通带的一组系数。使用滚动窗口在逐心跳的基础上连续计算HRV测量值，并且滤波器控制器212可以类似地连续地计算滤波器参数。因此，带通滤波器208a和208b可以在逐心跳的基础上连续调整，从而最大化被除去的噪声量，而同时最小化从PPG信号错误除去有效脉搏信号数据。因此，HRV测量值可以用于在时间上动态地调整BPF通带边界，以捕获所有相关脉动信息而不过宽。在一个实现中，由滤波器控制器212计算的滤波器参数可以基于在给定时间窗口（例如~IOs中观察到的最大和最小HR值来限定上限和下限。在另一实现中，由滤波器控制器212计算的滤波器参数可以基于与最近HR值的标准偏差SDNN组合的平均HR来限定上限和下限。在另一实现中，如上所述的两种或更多种HRV测量技术的组合可以用于限定频率包络的上限和下限或形状。可以可选地包括保护带以防止意外的大的HR改变，从而确保所有相关的脉动信息通过带通滤波器208a和208b。[0047]为了确保PPG信号中的所有相关脉动信息被通过到参数处理器204,滤波器控制器212还有利地计算保护带值。保护带表示应用于频率包络的上限的带宽的增大和或应用于频率包络的下限的带宽的减小，以确保所有相关脉动信息被传递到参数处理器204,而不任意地增大频率包络的宽度，而导致通过具有噪声的PPG信号。在一个实现中，滤波器控制器212计算频率包络，并且基于包络的宽度来计算要在上限和下限处应用的保护带的宽度，并且生成滤波器参数数据来调整带通滤波器208a和208b，以具有其中宽度等于包络和保护带的通带。在另一实现中，保护带的宽度是预定的并且在计算用于调整带通滤波器208a和208b的滤波器参数之前被自动添加以增大包络的上限和减小包络的下频带。[0048]反馈可以被滤波器控制器212用来更新HR预测不确定性，因为HRV测量值提供在不久的将来例如，下几个心跳）的HR的上限和下限（以及随之带宽）的估计。这些估计将包括表示对上和下BPF截止极限的附加填充的保护带，以防止HR预测中的不确定性。例如，最近的HRV历史可以表明HR完全落在90-110次心跳分钟的范围内，并且我们可以预测该趋势将在不久的将来继续。然而，平均HR的轻微增加可能导致高于上限的短暂偏移，例如以112次心跳分钟。因此，滤波器控制器212可以以基本上2次心跳分钟（或更多）来限定保护带的宽度，其针对这样的偏移进行保护并且允许相关PPG传递到参数处理器204以供确定针对患者的PR和SpO2值中使用。保护带确实提供了噪声通过带通滤波器208a和208b的增加的机会。因此，滤波器控制器212可以有利地最小化保护带，而同时还使用可能有助于优化保护带的主动反馈误差信号来最小化HR将超过我们所预测的极限的风险。[0049]滤波器控制器212可以在存储器中存储HR极限预测的最近历史，并且在它们发生时将它们与真实HR值进行比较。滤波器控制器212计算所预测的HR极限和实际的HR值之间的差异，以生成误差信号，该误差信号被用作反馈控制以修改保护带的宽度。如果预测极限一直高估HR边界，则可以减少保护带。相反，如果预测极限一直低估HR边界，则可以增加保护带。通过使用误差信号反馈控制，滤波器控制器212连续地并且实时地适配保护带的宽度以与基于HRV测量值所确定的频率包络组合。这有利地使得系统能够适应HR预测中的改变的不确定性。[0050]在另一实现中，系统可以有利地确定由第一传感器感测的第一信号例如，PPG的信号质量。在该实现中，参数处理器204还可以估计PR和SpO2信号质量。脉搏率PR和心率HR是非常类似的参数，但是从不同的源信号导出。HR通常从ECG导出，而PR可以从PPG导出。它们的脉搏率变化性PRV和心率变化性HRV的相关联特征同样非常类似。PPG中的噪声可以影响PR和PRV的测量，从而使它们与它们的ECG导出的HR和HRV的对应物不同。通过将PR与HR进行比较以及将PRV与HRV进行比较，参数处理器204可以估计PPG信号质量利用PR和PRV导出的预滤波）以及滤波方案的有效性利用PR和PRV导出的后滤波）。信号质量可以以信号质量指标SQI的形式表示，其范围从例如0非常差的质量到100非常高的质量）。SQI值可以与阈值SQI值进行比较，并且如果SQI值低于阈值，则特征分析器可以修改其在确定变化性测量值中使用的至少一个参数。SQI值可以被导出为例如PR和HR或者PRV和HRV测量之间的归一化距离。高SQI表明PR和SpO2的准确测量。本文所提供的SQI的描述仅仅是出于示例的目的而描述的，并且可以使用向用户提供关于信号的质量的指示的任何方式。例如，可以使用颜色方案来提供SQI，其中第一颜色表示高质量信号，而第二颜色表示低质量信号。任何指示方案可以用于向用户提供SQI值。[0051]参数处理器204可以为临床医生将SQI作为输出提供给随后的算法和或提供给显示器。临床医生可以使用SQI来指导他她做出保健递送决定。例如，噪声PPG信号可能导致SpO2的突然假）下降。这可能看起来惊人，但是如果以低SQI报告，则临床医生可以决定等待以确保其是真正的临床事件，而不简单地是噪声的结果。可替代地，临床医生可以选择重新定位传感器或将其完全移动到不同的部位以改进SQI。随后的算法可以使用SQI来指导他们进行进一步的分析例如趋势分析）。具有低SQI的参数值可以与具有高SQI的那些参数值相比被加权得较不重。[0052]SQI可以经由HRV分析器213以误差信号的形式用作对滤波器控制器212的反馈。可以通过改变滤波参数并重新导出PR和SpO2值及其相关联的新的SQI值来解决低SQI即，PR和SpO2的可能不准确测量）。在一个实现中，监测设备可以通过在基于SQI误差信号而更新的连续不同的滤波参数之上迭代来优化PR和SpO2的测量的准确度。参数处理器204然后将报告与最高SQI相关联的所测量的PR和SpO2值。最优滤波参数可以保留在存储器中并且用作随后的分析窗口中的优化器开始点。[0053]在图3的流程图中提供了用于基于第二信号的特征来调整用于对第一信号进行滤波的滤波器的算法300。图3的描述将参考由算法控制以按所描述的方式操作的图1的各种组件。还重要的是注意，尽管算法被描述为一系列线性步骤，但是这些步骤中的某些可以彼此同时执行或以不同的次序执行。[0054]在步骤302中，特征分析器110从包括从第二传感器130接收的一系列样本的窗口检测与第二信号相关联的特征。窗口中的一系列样本表示从其确定特征的预定先前时段。在步骤304中，将所确定的特征提供给滤波器控制器112,滤波器控制器112将检测到的信号特征自动转换成表示频率包络的至少一个滤波器参数。在步骤306中，至少一个滤波器参数被用于通过根据频率包络限定滤波器的通带来调整滤波器108。在步骤308中，滤波器108对从第一传感器120接收到的信号进行滤波，以允许将通带内的信号提供给参数处理器104，参数处理器104使用经滤波的第一信号来确定至少一个患者参数数据值。在步骤310中，算法查询是否已经由第二传感器130感测到任何连续样本。如果查询的结果为否，则算法在步骤311中等待任何进一步的样本，步骤311进一步回到步骤310。如果在步骤310中查询的结果为正，则算法在步骤312处继续。在步骤312处，特征分析器110更新窗口中的一系列信号以包括第二信号的最新的数据值，并且排除第二信号的最早数据值。一旦窗口已被移动，则算法回到步骤302,并且可以实时地连续调整滤波器以具有最大化噪声的排除并最小化由参数处理器204确定患者参数数据中相关的信号的排除的通带。[0055]使用一个信号的变化性特征来调整用于对另一个不同信号进行滤波的滤波器的优点将在图6-8中示出。图6描绘了在某一时间段之上的以次心跳每分钟的瞬时HR的绘图600。瞬时HR的绘图用附图标记602标记。围绕线602的灰色阴影表示使用与上面在图1-5中描述的方法不同的方法确定的通带的宽度。在尝试限定通带的特征时，所使用的现有方法是确定在预定时间段之上平均的HR，并将BPF中心频率设置为平均HR。由于在该现有方法中不使用HR的变化性，所以该方法将±0.5Hz±30次心跳分钟）的预定保护带添加到中心频率，从而限定通带。结果是在任何给定点处围绕实际瞬时HR602的每分钟的心跳的显着增加和减少。该距离由标记为604的线图示。因此，尽管图6中所示的通带除去非常低和高的频率的噪声，但由线或距离604表示的大量宽度允许宽范围的带内噪声保留在经滤波的信号中。保护带过保守（宽）。册在这样宽的频率范围之上不可能变化，特别是在短期~IOs内。因此，这样的广谱不以其他方式提供用于导出患者参数数据PR和SpO2的很多益处，因为最相关的信息存在于HR处或附近。虽然提供很少的实质性益处，但是该宽谱通带确实允许带内噪声通过滤波器的宽的机会窗口。然而，简单地使滤波器变窄不是有效的解决方案，因为这增加了从患者参数数据计算排除有价值的信号分量的风险。如果HR在平均时间窗口例如~IOs中的任何点处偏离在滤波器的通带之外，则对应的脉搏将被衰减部分地或完全地除去），从而具有破坏性效果并导致不正确的患者参数数据计算PR和SpO2导出）。结果将基本上导致通带的变窄正尝试解决的同样问题。[0056]与通过图6中描述的方法设置的通带相反，使用变化性特征来生成用于调整滤波器的滤波器参数的图7的绘图700中设置的通带的优点是容易显而易见的。图7包括相同的瞬时HR602。然而，使用第二信号的变化性特征来确定图7中所示的通带的宽度。本文，第二信号是ECG信号，并且使用上面在图2中描述的HRV测量技术中的任何一个来确定HRV。如从图7中可以看出的，由线704指示的瞬时HR与通带的上限和下限之间的距离与图6中的距离604相比大量地减少。结果是在排除带内噪声但最小化被带通滤波器滤波的第一信号的相关部分的排除的方面的显着改进。此外，连续更新HRV测量值以允许实时连续生成用于调整滤波器以便修改通带的特征例如宽度和或形状）的滤波器参数。因此，通带的特征例如宽度保持足够窄以连续减少带内噪声。[0057]图8是示出了在HRV测量从其计算并且用于确定用于配置滤波器的通带的滤波器参数的时间段之上的瞬时HR的更详细视图的图表800。更具体地，图8表示在图7中标记为8的框所表示的170秒和225秒之间的图7中所示的瞬时HR。随着时间增加，我们从前一时间窗口看到基于从瞬时HR导出的HRV测量的通带的动态调整。因为调整是如此精细，并且时间帧是如此大，所以通带的宽度实际上与瞬时HR绘图不可区分。图8中所示的详细视图示出了瞬时HR数据并且比较了两个点810和820,其示出了可以如何使用不同的滤波器参数来基于瞬时HR数据的先前时段动态地调整滤波器。基于HRV的最近历史，通带在810处比在820处宽得多。通过基于在预定时段之上的HR的变化进行调整，滤波器能够最大化通过其的相关信号的量而同时最小化带内噪声的量。图7和图8中所示的方法将通带的上限和下限分别设置为在瞬时HR信号的之前30秒中观察到的最大和最小HR值。±1次心跳每分钟的保护带被添加到通带边界。这是当前主题原理的非常简单的示例性实现。采用多个HRV分析方法的更鲁棒的实现是可能的。[0058]图9-11是根据当前主题的一些实现的图示当PPG信号在全5Hz带宽之上被滤波时图9、当利用设置为具有±0.5Hz的预定保护带的平均HR的BPF中心频率对PPG信号进行滤波时（图10、以及当使用具有±0.1Hz的保护带的HRV的测量对PPG信号进行带通滤波时的脉搏血氧计的动态范围（例如，信噪比性能）的表面图900、1000和1100。使用脉搏血氧计的模拟获得了所图示的数据。垂直轴表示患者的组织的DC透射传输，其是患者的组织的透射率特征的测量。DC透射传输以虚拟纳安培nAv为单位示出，其被限定为使得当光发射器例如，发光二极管）以100%强度限定为50mA驱动电流驱动时，InAv等于InA的接收器输入电流。例如，在50mA发射器驱动电流处1000nAv=1000nA，并且还有在25mA驱动电流处1000nAv=500nA〇[0059]水平轴表示来自患者的动脉血脉动的AC信号调制。来自患者的动脉血脉动的AC信号调制是PPG信号的DC值的百分比调制。换句话说，AC信号调制是每一个脉搏中的血液量的测量其可以基于诸如体温的生理条件而变化）。例如，IyAvDC水平的1%AC调制表示IOnAv峰到峰AC信号。因此，DC透射传输和AC调制二者都是患者的特性，并且独立于特定的脉搏血氧计硬件。[0060]强度是PPG信号的信噪比（SNR的度量，并且指示SpO2测量的准确度。图9、10和11中的每一个的左侧上的较暗部分表示其中Sp〇2测量将不满足所允许的血氧标准例如，准确度在真实值的大于2%内）的较低SNR分别由905U005和1105表示）。每一个图的右侧上的灰色表示对于准确的SpO2测量足够的（例如，在真实值的1%内）的较高SNR分别由910、1010和1110表示）。每一个图中间的光部分表示在较低和较高SNR之间的SNR值分别由915、1015和1115表示），其满足血氧标准但仍可能不太准确SpO2准确度范围在真实值的1%和2%之间）。[0061]图9、10和11图示了利用当前主题的用于脉搏血氧计的相对性能改进。图9包含对应于其中SpO2测量不准确的条件的最大暗区905,并且图10图示相对于图9的性能具有稍微改进的暗区1005。对应于根据当前主题实现的脉搏血氧计的图11具有最小的暗区1105。因此，当前主题的实现为脉搏血氧定量提供了SNR方面的改进。[0062]尽管已经根据示例性实现描述了当前主题，但是本发明不限于此。相反，所附权利要求应当被宽泛地解释为包括可以由本领域技术人员在不脱离当前主题的等同物的范畴和范围的情况下做出的当前主题的其他变型和实现。本公开旨在覆盖本文所讨论的实施例的任何适配或变化。[0063]本文描述的主题的一个或多个方面或特征可以在数字电子电路、集成电路、专门设计的专用集成电路ASIC、现场可编程门阵列FPGA计算机硬件、固件、软件和或其组合等中实现。这些各个方面或特征可以包括在可编程系统上可执行和或可解释的一个或多个计算机程序中的实现，所述可编程系统包括至少一个可编程处理器，其可以是专用或通用的，其被耦合以从存储系统、至少一个输入设备和至少一个输出设备接收数据和指令并且向存储系统、至少一个输入设备和至少一个输出设备发送数据和指令。可编程系统或计算系统可以包括客户端和服务器。客户端和服务器通常彼此远离并且通常通过通信网络交互。客户端和服务器的关系借助于在相应计算机上运行并且彼此具有客户端-服务器关系的计算机程序而产生。[0064]也可以被称为程序、软件、软件应用、应用、组件或代码的这些计算机程序包括用于可编程处理器的机器指令，并且可以以高级过程语言、面向对象编程语言、功能编程语言、逻辑编程语言和或以汇编机器语言来实现。如本文所使用的，术语"机器可读介质"是指用于向可编程处理器提供机器指令和或数据的任何计算机程序产品、装置和或设备，诸如例如磁盘、光盘、存储器和可编程逻辑器件PLD，包括接收机器指令作为机器可读信号的机器可读介质。术语"机器可读信号"是指用于向可编程处理器提供机器指令和或数据的任何信号。机器可读介质可以非临时地存储这样的机器指令，诸如例如如非暂时性固态存储器或磁性硬盘驱动器或任何等效存储介质将做的那样。机器可读介质可以可替代地或另外地以暂时方式存储这样的机器指令，诸如例如如处理器高速缓存或与一个或多个物理处理器核相关联的其他随机存取存储器将做的那样。[0065]为了提供与用户的交互，本文所描述的主题的一个或多个方面或特征可以在具有显示设备的计算机上实现，所述显示设备诸如例如是用于向用户显示信息的阴极射线管CRT或液晶显示器LCD或发光二极管LED监视器以及用户可以通过其向计算机提供输入的键盘和定点设备，诸如例如鼠标或轨迹球。其他种类的设备也可以用于提供与用户的交互。例如，提供给用户的反馈可以是任何形式的感觉反馈，诸如例如视觉反馈、听觉反馈或触觉反馈;并且可以以任何形式接收来自用户的输入，包括但不限于声学、语音或触觉输入。其他可能的输入设备包括但不限于触摸屏或其他触敏设备，诸如单点或多点电阻性或电容性触控板、语音识别硬件和软件、光学扫描器、光学指针、数字图像捕获设备和相关联的解释软件等。[0066]在上面的描述中和在权利要求中，诸如"中的至少一个"或"中的一个或多个"之类的短语可以出现，之后跟着元素或特征的连接列表。术语"和或"也可以出现在两个或更多个元件或特征的列表中。除非另外由使用其的上下文隐式或显式否认，否则这样的短语旨在单独意指列出的元件或特征中的任何一个或与其他列举的元件或特征中的任何一个组合意指列举的元件或特征中的任何一个。例如，短语"A和B中的至少一个"；"A和B中的一个或多个"和"A和或B"均旨在意指"单独的A、单独的B、或A和B-起。类似的解释也意图用于包括三个或更多项目的列表。例如，短语"A、B和C中的至少一个"；"A、B和C中的一个或多个"和"A、B和或C"均旨在意指"单独的A、单独的B、单独的C、A和B-起、A和C一起、B和C一起、或A和B和C一起。此外，上面和权利要求中的术语"基于"的使用旨在意指"至少部分地基于"，使得未列举的特征或元素也是可允许的。[0067]取决于期望的配置，本文描述的主题可以体现在系统、装置、方法和或物品中。在前面的描述中阐述的实现并不表示与本文描述的主题一致的所有实现。相反，它们仅仅是与关于所描述主题的方面一致的一些示例。尽管以上已经详细描述了几个变型，但是其他修改或添加也是可能的。特别地，除了本文所阐述的那些之外，还可以提供另外的特征和或变化。例如，上述实现可以涉及所公开的特征的各种组合和子组合和或以上公开的若干另外的特征的组合和子组合。另外，在附图中描绘和或本文描述的逻辑流程不一定要求所示的特定次序或顺序来实现期望的结果。其他实现可以在以下权利要求的范围内。

权利要求：1.一种减少信号中的噪声的装置，包括：第一滤波器，其具有用于对在确定至少一个患者参数中使用的第一信号进行滤波的可选择性地限定的通带；特征分析器，其检测第二信号的特征，并使用在先前出现的时间窗口之上的所检测的第二信号的特征的先前值来生成变化性测量值;以及滤波器控制器，其耦合到特征分析器，所述滤波器控制器使用变化性测量值来限定针对第一滤波器的通带的特征并根据所限定的特征选择性地调整第一滤波器的通带。2.根据权利要求1所述的装置，其中特征分析器在连续的时间区间之上连续地生成变化性测量值，并且滤波器控制器连续地调节第一滤波器的通带。3.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中滤波器控制器使用变化性测量值和平均值或中值来限定针对第一滤波器的通带的特征。4.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中所检测的第二信号的特征与至少一个患者参数相关联。5.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中第二信号的特征与第二患者参数相关联。6.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中通带的特征包括以下中的至少一个：（a针对通带的中心频率；（b针对通带的频率包络的宽度；（c针对通带的下限和上限截止频率；以及d针对通带的频率包络的形状。7.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中通带的特征包括表示扩展通带的宽度的保护带的数据。8.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，还包括：感测来自患者的第一信号的第一传感器；以及感测来自患者的第二信号的第二传感器。9.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中第二信号独立于第一信号导出。10.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，还包括：耦合到特征分析器和第一滤波器中的每一个的参数处理器，所述参数处理器使用经滤波的第一信号来确定至少一个患者参数。11.根据权利要求10所述的装置，其中参数处理器将至少一个患者参数与第二信号的特征进行比较以确定信号质量指标SQI度量，当所述比较指示SQI度量低于阈值时，特征分析器选择性地修改在确定变化性测量值中使用的特征分析器的至少一个参数。12.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中第一信号是光电血管容积图（PPG信号，并且至少一个患者参数包括患者的脉搏率PR和患者的血氧饱和度水平SpO2中的至少一个，并且第二信号是心电图^CG信号。13.根据权利要求12所述的装置，其中第一滤波器对从第一波长处的光所测量的信号进行滤波;并进一步包括第二滤波器，其对从第二波长处的光所测量的信号进行滤波，第二波长大于第一波长，其中，使用由滤波器控制器生成的滤波器参数来调节针对第一滤波器和第二滤波器中的每一个的通带。14.根据权利要求12或13所述的装置，其中第二信号的变化性测量表示使用心率变化性测量技术的在预定时段之上的心率变化性HRV〇15.根据权利要求14所述的装置，其中特征分析器使用以下中的至少一个来确定心率变化性HRV:a时域测量技术；（b频域测量技术；（c联合时频域测量技术；（d非线性动态测量技术；以及e任何其他类型的HRV测量技术。16.根据权利要求10所述的装置，其中第一信号是光电血管容积图PPG信号；至少一个患者参数包括患者的脉搏率PR和患者的血氧饱和度水平SpO2;第二信号是心电图ECG信号，第二信号的特征是从ECG信号导出的心率HR;并且变化性测量值表示在预定先前时段之上的心率变化性HRV。17.根据权利要求16所述的装置，其中，参数处理器通过计算在预定时段窗口之上的脉搏率变化性PRV并将脉搏率变化性与心率变化性进行比较来确定信号质量指标SQI。18.根据权利要求12-17中的任一项所述的装置，其中第一滤波器的通带表示心跳的频率。19.一种减少信号中的噪声的方法，包括：选择性地限定用于对在确定至少一个患者参数中使用的第一信号进行滤波的第一滤波器的通带；通过特征分析器检测第二信号的特征；使用在先前出现的时间窗口之上的所检测的第二信号的特征的过去值来生成变化性测量值；通过滤波器控制器使用变化性测量值来限定针对第一滤波器的通带的特征；以及根据所限定的通带的特征选择性地调整第一滤波器的通带。20.根据权利要求19所述的方法，还包括在连续的时间区间之上连续地生成变化性测量值；以及通过滤波器控制器连续地调节第一滤波器的通带。21.根据权利要求19-20中的任一项所述的方法，其中变化性测量值和平均值或中值被用于限定针对第一滤波器的通带的特征。22.根据权利要求19-21中的任一项所述的方法，其中所检测的第二信号的特征与至少一个患者参数相关联。23.根据权利要求19-22中的任一项所述的方法，其中第二信号的特征与第二患者参数相关联。24.根据权利要求19-23中的任一项所述的方法，其中，限定通带的特征的活动包括以下中的至少一个：a限定针对通带的中心频率；（b限定针对通带的频率包络的宽度；（c限定针对通带的下限和上限截止频率；以及d限定针对通带的频率包络的形状。25.根据权利要求19-24中的任一项所述的方法，其中，限定通带的特征的活动还包括：生成表示扩展通带的宽度的保护带的数据；以及使用表示保护带的数据来扩展第一滤波器的通带的宽度。26.根据权利要求19-25中的任一项所述的方法，还包括经由第一传感器感测来自患者的第一信号；以及经由第二传感器感测来自患者的第二信号。27.根据权利要求26所述的方法，其中第二信号独立于第一信号导出。28.根据权利要求19-27中的任一项所述的方法，还包括：通过参数处理器使用经滤波的第一信号来确定至少一个患者参数。29.根据权利要求27或28所述的方法，还包括通过参数处理器将至少一个患者参数与第二信号的特征进行比较，以确定信号质量指标SQI度量；以及当所述比较指示SQI度量低于阈值时，选择性地修改在确定变化性测量值中使用的特征分析器的至少一个参数。30.根据权利要求19-29中的任一项所述的方法，其中第一信号是光电血管容积图（PPG信号，并且至少一个患者参数包括患者的脉搏率PR和患者的血氧饱和度水平SpO2，并且第二信号是心电图®CG信号。31.根据权利要求27或28所述的方法，还包括经由第一滤波器对从第一波长处的光所测量的信号进行滤波；经由第二滤波器对从第二波长处的光所测量的信号进行滤波，第二波长大于第一波长；以及使用由滤波器控制器生成的至少一个滤波器参数来调节针对第一滤波器和第二滤波器中的每一个的通带。32.根据权利要求27或28所述的方法，其中第二信号的变化性测量表示在预定时段之上的心率变化性HRV。33.根据权利要求32所述的方法，还包括通过特征分析器使用以下中的至少一个来确定心率变化性HRV:a时域测量技术；b频域测量技术；（c联合时频域测量技术；（d非线性动态测量技术；以及e任何其他类型的HRV测量技术。34.根据权利要求27或28所述的方法，其中第一信号是光电血管容积图PPG信号；至少一个患者参数包括患者的脉搏率PR和患者的血氧饱和度水平SpO2;第二信号是心电图（ECG信号，并且第二信号的特征是从ECG信号导出的心率HR;并且变化性测量值表示在预定先前时段之上的心率变化性HRV。35.根据权利要求34所述的方法，所述方法还包括：由参数处理器通过计算在预定时段窗口之上的脉搏率变化性PRV并将脉搏率变化性与心率变化性进行比较来确定信号质量指标SQI。36.根据权利要求31所述的方法，其中第一滤波器的通带表示心跳的频率。37.-种存储指令的非暂时性计算机程序产品，所述指令当由至少一个计算系统的至少一个数据处理器执行时实现根据权利要求19-36中的任一项所述的方法。38.-种系统，包括：至少一个数据处理器；存储指令的存储器，所述指令当由至少一个数据处理器执行时使至少一个数据处理器实现根据权利要求19-36中的任一项所述的方法。

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