專利名稱：一種信號(hào)處理方法及生理監(jiān)護(hù)儀的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及信號(hào)處理領(lǐng)域，更準(zhǔn)確地說是對(duì)混合了多個(gè)統(tǒng)計(jì)獨(dú)立 源信號(hào)的多通道觀察信號(hào)的處理方法及使用該方法的生理監(jiān)護(hù)儀。
技術(shù)背景在對(duì)混合了多個(gè)源信號(hào)的多通道觀察信號(hào)中，如果所需的信號(hào)頻 率范圍與不感興趣的信號(hào)頻率范圍沒有重合的可能，則可以利用低通 濾波器、高通濾波器及帶通濾波器等常規(guī)的濾波技術(shù)將所需的信號(hào)或 不感興趣的信號(hào)提取或消除，如果所需的信號(hào)的頻率或不感興趣的信 號(hào)的頻率固定在某個(gè)頻點(diǎn)上，則可以用陷波濾波器將信號(hào)提取或?yàn)V 除。然而，通常情況下，在對(duì)獨(dú)立源信號(hào)的先驗(yàn)知識(shí)較少的條件下， 特別是對(duì)生理信號(hào)測量，實(shí)現(xiàn)對(duì)多個(gè)獨(dú)立源的分離和提取上述方法是 不能實(shí)現(xiàn)的，因?yàn)檎撌撬璧男盘?hào)或是不感興趣的信號(hào)的頻率都不是 固定的，而且所需的信號(hào)頻率與不感興趣的信號(hào)頻率往往有部分或完 全處在同一個(gè)頻率范圍的可能，此時(shí)用常規(guī)的濾波器很難實(shí)現(xiàn)信號(hào)的 分離或提取。不過，感興趣的生理信號(hào)與測量中的引入的不感興趣的 那些信號(hào)之間往往是統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的，因此就可以利用獨(dú)立信號(hào)之間不同 的統(tǒng)計(jì)特征實(shí)現(xiàn)對(duì)信號(hào)的分離或提取。提到統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的概念，很容易和相關(guān)系數(shù)聯(lián)系起來。雖然這兩種
概念都是描述信號(hào)統(tǒng)計(jì)特征之間的某些聯(lián)系，但是這兩種概念并不是等價(jià)的。 一般來說，兩個(gè)完全不相關(guān)(即相關(guān)系數(shù)為零)的信號(hào)并不 一定是統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的，如sin (x)與sin (x+:n:/2)是完全不相關(guān)的，但是這兩個(gè)信號(hào)之間并不是統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的。當(dāng)且僅當(dāng)兩個(gè)信號(hào)都為 高斯信號(hào)時(shí)，不相關(guān)才與統(tǒng)計(jì)獨(dú)立相等價(jià)。但是實(shí)際的工作中所獲得 的信號(hào)大部分都是非高斯的信號(hào)，因此僅僅基于相關(guān)系數(shù)是不能準(zhǔn)確 地分離或提取這些非高斯信號(hào)，而基于統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的原理則能更準(zhǔn)確地 分離或提取這些非高斯信號(hào)。在大多數(shù)情況下，生理監(jiān)護(hù)所測量的信號(hào)如心電信號(hào)，動(dòng)脈血氧 飽和度，腦電信號(hào)等都可以看作是隨機(jī)信號(hào)，這些信號(hào)的頻率只能從 統(tǒng)計(jì)的意義上界定在某個(gè)范圍之內(nèi)，而且這些信號(hào)大多都是非常微弱 的，往往某些可預(yù)知的干擾(如工頻干擾等)，或不可預(yù)知的干擾(如 人體的隨機(jī)運(yùn)動(dòng)等)淹沒，造成了生理信號(hào)測量的復(fù)雜性。動(dòng)脈血氧飽和度監(jiān)護(hù)儀是利用生物組織對(duì)光能衰減的原理進(jìn)行 測量。測量過程中，如果測量環(huán)境良好，病人沒有產(chǎn)生動(dòng)作的情況下， 動(dòng)脈血氧飽和度監(jiān)護(hù)儀輸出體積描跡波能夠清晰的反映光能隨著動(dòng) 脈脈搏變化而衰減的情況如圖1中的波形X。 一旦病人產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)，脈 搏信息將完全被掩蓋在運(yùn)動(dòng)引起的噪聲之中如圖2中的波形X'，導(dǎo) 致很難將反映動(dòng)脈脈搏變化的描跡波提取出來，從而影響測量的準(zhǔn)確 性。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的發(fā)明目的為提供一種在對(duì)獨(dú)立源信號(hào)的先驗(yàn)知識(shí)較少 的條件下，實(shí)現(xiàn)對(duì)多個(gè)獨(dú)立源的分離和提取的目的處理方法。 實(shí)現(xiàn)上述發(fā)明目的的技術(shù)方案如下-一種信號(hào)處理的方法，該方法用于對(duì)多路觀察信號(hào)矢量x(t)進(jìn)行處理。觀察信號(hào)矢量X(t)是由源信號(hào)矢量S(t)，在經(jīng)過混合系統(tǒng)H之 后形成，可用以下公式表示X=HS其中，源信號(hào)矢量S(t)由一組相互獨(dú)立的信號(hào)s"t)……sn(t) (n〉1)組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)Xl(t)……xm(t) (m^i) 混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)、巻積等運(yùn)算。 該方法包括以下幾個(gè)步驟首先尋找估計(jì)矩陣E，并通過公式y(tǒng) = ￡%獲得估計(jì)矢量Y(t，E);然后，利用所確定的估計(jì)矩陣E作為混合系統(tǒng)H的逆的最優(yōu)估 計(jì)，計(jì)算源信號(hào)矢量S(t)的最優(yōu)估計(jì)矢量Y(t，E);利用確定的矢量Y(t^E)，提取Y(t，E)中符合特定特征的生理信號(hào)；利用確定的矢量Y(t^)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量X(t)， 輸出各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)；利用確定的各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)，確 定生理參數(shù)。所述估計(jì)矩陣E為使估計(jì)矢量Y(t，E)的所有互累計(jì)量都為零或W !l('一1)(/1-1)者構(gòu)造的泛函數(shù)<formula>formula see original document page 11</formula>2<N< 0取得極小值的 估計(jì)矩陣E，即矢量Y(gE)的各信號(hào)之間的相互獨(dú)立性最大的估計(jì)矩 陣e，以及與之對(duì)應(yīng)的估計(jì)矢量y(t，e)。所述的生理信號(hào)為動(dòng)脈血氧體積描記波，其中n二m-2。所述的生理參數(shù)為動(dòng)脈血氧飽和度。所述的生理信號(hào)是心電信號(hào)。所述泛函數(shù)/(￡)中所用的累計(jì)量最高階數(shù)為四階。確定泛函數(shù)的極小值所用的方法為枚舉法、牛頓萊福遜法、 最速下降法或黃金分割搜索法。本發(fā)明的另一種處理方法的技術(shù)方案如下一種信號(hào)處理的方法，該方法用于對(duì)多路觀察信號(hào)矢量X(t)的轉(zhuǎn) 換信號(hào)X(ft)進(jìn)行處理。觀察信號(hào)矢量X(t)是由轉(zhuǎn)換信號(hào)為S(ft)的源 信號(hào)矢量S(t),經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，X(fi)與S(ft)可用以下公式表示X(ft)=HS(Jl)其中，源信號(hào)矢量S(t)的由一組相互獨(dú)立的信號(hào)s,(t)……Sn(t) (n>l) 組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)Xl(t)……Xm(t) (m^l);混合系統(tǒng)H對(duì)轉(zhuǎn)換信號(hào)而言是線性運(yùn)算； 該方法包括以下幾個(gè)步驟先對(duì)觀察信號(hào)矢量X(t)進(jìn)行預(yù)處理，消除觀察矢量中的高斯白噪聲，并獲得信號(hào)矢量x(t)的轉(zhuǎn)換矢量x(n);然后尋找估計(jì)矩陣e，并通過公式y(tǒng)(a"-五x(q)獲得估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量y(q，e);
利用所確定的估計(jì)矩陣E作為混合系統(tǒng)H的逆的最優(yōu)估計(jì)，計(jì) 算源信號(hào)矢量S(li)的最優(yōu)估計(jì)矢量Y(Q ，E);利用確定的矢量Y(Q ，E)，提取Y(Q ，E)中符合特定特征的生理信號(hào)；利用確定的矢量Y(Q，E)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量 X(ft)，輸出各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)轉(zhuǎn)換信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信 號(hào)；利用確定的各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)，確 定生理參數(shù)。所述估計(jì)矩陣E為使估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y( Q ，E)的任意兩路信號(hào) 之間的K ( 1<K< oo )次乘方之積為零或構(gòu)造的泛函數(shù)= S S^>，￡)x"( ，￡))2ito (l<K<oo)取得極小值時(shí)的估 計(jì)矩陣E。所述的生理信號(hào)為動(dòng)脈血氧體積描記波；所述的生理參數(shù)為動(dòng)脈血氧飽和度。所述的生理信號(hào)是心電信號(hào)。轉(zhuǎn)換序列是通過傅立葉變換獲得的強(qiáng)度值和/或能量值。 實(shí)現(xiàn)傅立葉變換的方法是離散傅立葉變換(DFT)、快速傅立葉 變換(FFT)或Chirp-Z變換。泛函數(shù)/W)中所用的乘方次數(shù)為四次。確定泛函數(shù)/(￡)的極小值所用的方法為枚舉法、黃金分割搜索 法、最速下降法或牛頓萊福遜法。
利用確定的生理信號(hào)的轉(zhuǎn)換信號(hào)的估計(jì)，通過逆變換獲得生理信 號(hào)的時(shí)間域中信號(hào)。本發(fā)明的另一發(fā)明目的為提供一種是用上述方法的生理監(jiān)護(hù)儀。 實(shí)現(xiàn)上述發(fā)明目的的技術(shù)方案如下 一種生理監(jiān)護(hù)儀，包括一個(gè)接收端，能夠接收多路觀察信號(hào)矢量X(t)。觀察信號(hào)矢量 X(t)是由源信號(hào)矢量S(t)，在經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，可用以下公 式表示X=HS其中，源信號(hào)矢量S(t)由一組相互獨(dú)立的信號(hào)sl(t)……sn(t)(n>l) 組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)xl(t)……xm(t) (n^n)混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)、巻積等運(yùn)算。一個(gè)枚舉處理器，所述的枚舉處理器響應(yīng)于多個(gè)估計(jì)矩陣E，通 過公式y(tǒng) = ￡X獲得與每個(gè)估計(jì)矩陣e對(duì)應(yīng)的估計(jì)矢量y(t，E);一個(gè)互累計(jì)量估計(jì)器，所述的互累計(jì)量估計(jì)器能夠利用枚舉處理 器輸出的估計(jì)矢量Y(t，E)，計(jì)算Y(t,E)的2 N階的所有互累計(jì)量；一個(gè)極值探測器，所述的極值探測器的輸入與互累計(jì)量估計(jì)器 的輸出相連，能響應(yīng)于每個(gè)估計(jì)矢量Y(t，E)相應(yīng)的泛函數(shù)^臺(tái) 之值，確定使泛函數(shù)/(w取得極小值時(shí)的估計(jì)矢量Y(t^)的各向量；一個(gè)比較選擇器，所述的比較選擇器能夠從/^)取得極小值時(shí) 的估計(jì)矢量Y(t,E)的各信號(hào)中選出那些符合特定特征的生理信號(hào)；一個(gè)消除處理器，所述的消除處理器能夠利用確定的矢量Y(t，E) 中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量X(t)，輸出生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)。一種生理監(jiān)護(hù)儀，包括一個(gè)接收端，能夠接收多路觀察信號(hào)矢量X(t)。觀察信號(hào)矢量X(t)是由源信號(hào)矢量S(t)，在經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，可用以下公 式表示 X=HS其中，源信號(hào)矢量S(t)由一組相互獨(dú)立的信號(hào)sl(t)……sn(t)(n>l) 組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)xl(t)……xm(t) (m^n) 混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)等運(yùn)算。一個(gè)轉(zhuǎn)換處理器，所述的轉(zhuǎn)換處理器響應(yīng)于觀察矢量X(t)，對(duì)觀 察矢量X(t)進(jìn)行高斯噪聲消除，并輸出觀察矢量的轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量 X仰；一個(gè)枚舉處理器，所述的枚舉處理器響應(yīng)于多個(gè)估計(jì)矩陣E，通 過公式y(tǒng)(a^) =獲得估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量Y( Q ，E);一個(gè)乘方積值估計(jì)器，所述乘方積值估計(jì)器能夠利用枚舉處理器 輸出的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量Y(Q，E)，計(jì)算Y(Q，E)的1 N次乘方的積值；一個(gè)極值探測器，所述的極值探測器的輸入與互累計(jì)量估計(jì)器 的輸出相連，能響應(yīng)于每個(gè)估計(jì)矢量Y(Q，E)相應(yīng)的泛函數(shù)<formula>formula see original document page 16</formula>說^估、卞7浙 〃幻而但極i"1 M w z值，確定使泛函數(shù)B^^取得極小值時(shí)的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量Y( Q ，E)的各向量；一個(gè)比較選擇器，所述的比較選擇器能夠從y(Q取得極小值時(shí) 的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量Y(Q，E)的各信號(hào)中選出那些符合特定特征的生理信號(hào)；一個(gè)消除處理器，所述的消除處理器能夠利用確定的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢 量Y(Q，E)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)轉(zhuǎn)換矢量X(Q)，輸出生理信 號(hào)的最優(yōu)估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)。本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)如下-1、 利用統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的特征，建立了作為獨(dú)立變量分離的判斷依 據(jù)的泛函數(shù)，實(shí)現(xiàn)了在對(duì)源信號(hào)的先驗(yàn)知識(shí)非常缺乏的情況下，將獨(dú) 立的源信號(hào)準(zhǔn)確地分離或提取出來。2、 本發(fā)明所述的分離方法，避免了常規(guī)情況下，基于二階統(tǒng) 計(jì)量進(jìn)行正交分離的方法中產(chǎn)生的偏差，使分離效果更加接近與實(shí)際 情況。3、 本發(fā)明所述的分離方法能夠?qū)?qiáng)噪聲背景下的弱信號(hào)，有 效地提取出來，如圖5中的分離信號(hào)y2。4、 本發(fā)明采用一步分離方法，不需要對(duì)觀察信號(hào)進(jìn)行如PCA 等正交分離的預(yù)處理工作，大幅減小了運(yùn)算成本。5、 本發(fā)明優(yōu)化了搜索泛函數(shù)的極小值的方法，并根據(jù)該極小 值來確定解混矩陣，避免了枚舉解混矩陣元素實(shí)現(xiàn)分離或提取感興趣 信號(hào)時(shí)帶來的高運(yùn)算成本。6、 本發(fā)明中所述的源信號(hào)頻譜的分離方法，提供了一種從頻 域分離獨(dú)立變量的方法。7、 本發(fā)明中所述的源信號(hào)頻譜的分離方法，能夠在噪聲能量 很強(qiáng)的情況下，將弱信號(hào)的頻譜特征有效地提取出來如圖8中的分離 頻譜y2(w)。


圖1為動(dòng)脈血氧飽和度監(jiān)護(hù)儀輸出體積描跡波能夠清晰的反映 光能隨著動(dòng)脈脈搏變化而衰減情況的波形圖；圖2為脈搏信息被掩蓋在運(yùn)動(dòng)引起的噪聲之中的波形圖；圖3為本發(fā)明實(shí)施例1中生理監(jiān)護(hù)儀的框圖；圖4為本發(fā)明實(shí)施例2中實(shí)際測量的含有運(yùn)動(dòng)干擾的兩路觀察信號(hào);圖5為通過本發(fā)明實(shí)施例2中方法獲得的圖4中的分離信號(hào)； 圖6為本發(fā)明實(shí)施例7中另一個(gè)生理監(jiān)護(hù)儀的框圖； 圖7為本發(fā)明實(shí)施例8中實(shí)際測量的含有運(yùn)動(dòng)干擾的兩路觀察信 號(hào)的頻譜圖；圖8為通過本發(fā)明實(shí)施例8中方法獲得的圖7中的分離頻譜圖， 其中分離信號(hào)yl(w)是強(qiáng)能量的噪聲背景信號(hào)的頻譜圖，分離信號(hào) y2(w)是在強(qiáng)能量的噪聲背景下提取出來的感興趣的信號(hào)的頻譜圖。
具體實(shí)施方式
下面結(jié)合附圖和具體實(shí)施例對(duì)本發(fā)明做進(jìn)一步說明
實(shí)施例1如圖3所示， 一種生理監(jiān)護(hù)儀，觀察信號(hào)接收器1能夠接收多路 觀察信號(hào)x"t)……xm(t) (m^n)(可以用矢量的方法表示為X(t))，每 路觀察信號(hào)都是由相互獨(dú)立的源信號(hào)矢量S(t) (Sj(t)……sn(t) (n>l)) 組成，S(t)中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)，觀察信號(hào)與源信號(hào)之 間的關(guān)系可以用下式表示X=HS其中，混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)、巻積等運(yùn)算。 采集獲得信號(hào)通過信號(hào)調(diào)理器2，進(jìn)行隔直、放大等處理，然后 通過模一數(shù)轉(zhuǎn)換器3將上述的信號(hào)都轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，轉(zhuǎn)換獲得的信 號(hào)通過預(yù)處理器4進(jìn)行預(yù)處理，包含但不限于如帶通濾波器以消除那 些在頻率范圍之外的干擾信號(hào)。將估計(jì)矩陣E作用于觀察信號(hào)矢量X(t)上，由公式I^EAT可以 獲得一個(gè)以估計(jì)矩陣E為參變量的估計(jì)信號(hào)矢量Y(t，E)，對(duì)于估計(jì)信 號(hào)矢量Y(t，E)中任意信號(hào)之間的任意階互累計(jì)量量都可以看作是這 些信號(hào)的泛函數(shù)，且該泛函數(shù)是以估計(jì)矩陣E為參變量的。對(duì)所有 這些泛函數(shù)的平方值求和可以構(gòu)造出關(guān)于信號(hào)矢量Y(t，E)的泛函數(shù)"'lT^附〖(y(^)，其中泛函數(shù)/(五)是以估計(jì)矩以估計(jì)矩陣E為參變量的，《1附#仏￡)通過估計(jì)矩陣E獲得的估計(jì)矢量Y(t，E)的第 i階的第j個(gè)互累計(jì)量，^V-,)表示估計(jì)矢量Y(t，E)的第i階互累計(jì)量 的總數(shù)，j表示這些互累計(jì)量不重復(fù)取值。不同估計(jì)矩陣E下泛函數(shù) /(￡)的取值通過泛函數(shù)/(五)估計(jì)器5估計(jì)獲得，然后由極值探測器檢驗(yàn)泛函數(shù)/(￡)是否取得極小值，如果泛函數(shù)的取值不是極小值， 則調(diào)整估計(jì)矩陣E，并重復(fù)估計(jì)泛函數(shù)/(^)的值，直至泛函數(shù)取得 極小值。此時(shí)，估計(jì)矩陣E所對(duì)應(yīng)的估計(jì)矢量Y(t，E)的各信號(hào)被認(rèn)為 相互獨(dú)立性最大，估計(jì)矩陣E被認(rèn)為是混合系統(tǒng)H的逆的最優(yōu)估計(jì)， Y(t，E)被認(rèn)為是源信號(hào)矢量S(t)的最優(yōu)估計(jì)。將泛函數(shù)/(￡)取得極小值對(duì)應(yīng)的估計(jì)矢量Y(t，E)通過生理信號(hào) 估計(jì)器7，根據(jù)測量的生理信號(hào)的特征，從Y(t，E)中辨別出生理信號(hào) 的估計(jì)信號(hào)，然后利用該估計(jì)信號(hào)對(duì)觀察信號(hào)進(jìn)行處理，消除那些干 擾信號(hào)，輸出觀察信號(hào)中的生理信號(hào)分量。實(shí)施例2一信號(hào)處理方法，觀察信號(hào)是動(dòng)脈血氧飽和度監(jiān)護(hù)中的兩路信號(hào) Xl(t)、 X2(t)。兩路信號(hào)是由兩個(gè)獨(dú)立波長的光照射人體組織，經(jīng)人體 組織衰減后由傳感器接收，因此這兩路信號(hào)中必然同時(shí)包含由運(yùn)動(dòng)等 造成衰減變化s"t)和由心臟搏動(dòng)引起的動(dòng)脈血流變化造成的衰減變 化S2(t)，這兩種變化是相對(duì)獨(dú)立的。當(dāng)利用常規(guī)濾波器消除可以預(yù)知 的其他干擾(如工頻干擾)，并通帶通消除帶外噪聲，去均值以及去相位差等預(yù)處理之后，兩路觀察信號(hào)和兩個(gè)獨(dú)立變化之間可以用下式豐^衣不All A12 A21 A22對(duì)于在分離的結(jié)果，所需的主要是獨(dú)立信號(hào)S,(t)和S2(t)的波形特 征，因此可以用一路觀察信號(hào)中包含的兩個(gè)獨(dú)立信號(hào)的成分來表征原 始的獨(dú)立信號(hào)的波形特征，則上式可以簡化為如下的形式<formula>formula see original document page 20</formula>很容易獲得混合系統(tǒng)H的逆矩陣為<formula>formula see original document page 20</formula>因此獨(dú)立信號(hào)的估計(jì)可以用下式獲得:<formula>formula see original document page 20</formula>為了使估計(jì)信號(hào)y"t)和y2(t)之間是統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的，必須滿足y,(t) 和y2(t)所有的互累計(jì)量為零，即cumj(yl(t)，y2(t)H) (1<』<°°表示累 計(jì)量的階數(shù))。為了計(jì)算的方便在本實(shí)施方案中所用的互累計(jì)量的最 高階數(shù)為四階，而且一般來說這兩種獨(dú)立信號(hào)都不是高斯型，因此其 三階累計(jì)量較小，在計(jì)算中往往將其忽略，并且認(rèn)為y"t)和y2(t)是零 均值的，那么根據(jù)累計(jì)量與矩之間的關(guān)系可以將該條件簡化為<formula>formula see original document page 20</formula>構(gòu)造參變量為估計(jì)矩陣E的泛函數(shù)/(￡):<formula>formula see original document page 20</formula>在離散的情況下用求和代替積分。當(dāng)泛函數(shù)/(五)取得極小值時(shí) 所對(duì)應(yīng)的估計(jì)矩陣E被認(rèn)為時(shí)混合系統(tǒng)的逆的最優(yōu)估計(jì)，此時(shí)的估計(jì)信號(hào)"(t)和y2(t)分別認(rèn)為是獨(dú)立信號(hào)S"t)和S2(t)的最優(yōu)估計(jì)。不過其排序是隨機(jī)的，必須通過辨別才能確定那一個(gè)信號(hào)表征的是脈搏搏 動(dòng)的信息。圖4為本實(shí)施例中實(shí)際測量的含有運(yùn)動(dòng)干擾的兩路觀察信號(hào)；圖5顯示了通過本實(shí)施例的方法獲得的圖4中的分離信號(hào)，其中分離信 號(hào)yl是強(qiáng)噪聲背景信號(hào)的波形圖，分離信號(hào)y2是在強(qiáng)噪聲背景下提 取出來的感興趣的信號(hào)的波形圖； 實(shí)施例3本實(shí)施例是在實(shí)施例2的基礎(chǔ)上，采用黃金分給搜索法，在初始 化估計(jì)矩陣E的基礎(chǔ)上探測泛函數(shù)/(E)的極小值。 實(shí)施例4本實(shí)施例是在實(shí)施例2的基礎(chǔ)上，采用最速下降法，在初始化估 計(jì)矩陣E的基礎(chǔ)上探測泛函數(shù)/(￡)的極小值。 實(shí)施例5本實(shí)施例是在實(shí)施例2的基礎(chǔ)上，采用牛頓一萊福遜法，在初始 化估計(jì)矩陣E的基礎(chǔ)上探測泛函數(shù)/(J )的極小值。 實(shí)施例6本實(shí)施例是在實(shí)施例2的基礎(chǔ)上，構(gòu)造了更易計(jì)算的泛函數(shù) /(￡)。如前所述獨(dú)立信號(hào)的估計(jì)可以用下式實(shí)現(xiàn)為了使估計(jì)信號(hào)y,(t)和y2(t)之間是統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的，必須滿足:洲) 拜)el -l W)根據(jù)上式，構(gòu)造參變量為估計(jì)矩陣E的泛函數(shù)/(五):
在離散的情況下用求和代替積分。改變估計(jì)矩陣E中的一個(gè)未知 元素如el，等式b"w"o將唯一確定另一個(gè)未知元素，那么泛函數(shù) /(E)就可變化為以元素el為參變量的泛函數(shù)/(d)。因此確定泛函數(shù)的極小值的方法將從二維降到一維。圖5展示了該方法對(duì)混合信號(hào)的分離效果。其中圖4展示了一個(gè) 實(shí)際測量的含有運(yùn)動(dòng)干擾的兩路觀察信號(hào)的波形圖，在強(qiáng)噪聲背景 下，感興趣的信號(hào)的波形特征完全被掩蓋，圖5則展示了通過上述方 法獲得的分離波形圖，其中分離信號(hào)yl為噪聲的波形圖，而y2是在 強(qiáng)噪聲背景下提取出來的感興趣的信號(hào)的波形圖，這里為動(dòng)脈血氧采 集中的脈搏波形。實(shí)施例7如圖6所示， 一種生理監(jiān)護(hù)儀，觀察信號(hào)接收器1能夠接收多路 觀察信號(hào)x"t)……xm(t) (m2n)(可以用矢量的方法表示為X(t))，每 路觀察信號(hào)都是由相互獨(dú)立的源信號(hào)矢量S(t) (Sl(t)……sn(t) (n>l)) 組成，S(t)中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)，觀察信號(hào)的轉(zhuǎn)換信號(hào) X(ft)與源信號(hào)的轉(zhuǎn)換信號(hào)S(Q)之間的關(guān)系可以用下式表示X(fl"HS(Q)其中，混合系統(tǒng)H為線性運(yùn)算。當(dāng)S(t)中沒有高斯噪聲時(shí)，如 S(t)中的各信號(hào)之間是統(tǒng)計(jì)獨(dú)立的，容易得出其轉(zhuǎn)換信號(hào)X(Q)之間必 定是沒有重疊的可能。那么X(il)中任意兩信號(hào)之間的任意乘方之積 必將為零。采集獲得信號(hào)X(t)通過信號(hào)調(diào)理器2，進(jìn)行隔直、放大等處理，
然后通過模一數(shù)轉(zhuǎn)換器3將上述的信號(hào)都轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，轉(zhuǎn)換獲得 的信號(hào)通過預(yù)處理器4進(jìn)行預(yù)處理，包含但不限于如帶通濾波器以消 除那些在頻率范圍之外的干擾信號(hào)、平滑濾波器以消除高斯白噪聲， 以及轉(zhuǎn)換器獲得觀察信號(hào)的轉(zhuǎn)換信號(hào)X(ft)。將估計(jì)矩陣E作用于觀察信號(hào)矢量X(t)的轉(zhuǎn)換信號(hào)X(ft)，由公 式y(tǒng)(aE)-EAT(Q)可以獲得一個(gè)以估計(jì)矩陣E為參變量的估計(jì)轉(zhuǎn)換信 號(hào)矢量Y(t， Q)。而估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y(Q， E)中任意兩信號(hào)之間的任 意次乘方之積可以看作是這些信號(hào)的泛函數(shù)，且該泛函數(shù)是以估計(jì)矩 陣E為參變量的。對(duì)所有這些泛函數(shù)的平方值求和可以構(gòu)造出以估 計(jì)矩陣E為參變量的關(guān)于估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y(ft， E)的泛函數(shù)/(￡) = t t tf(討(w，五)x^("，五))2^，其中Z(w，E)xy)(w，五)表示通4=1 /-1 乂=1過估計(jì)矩陣E獲得的估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y(ft， E)中的第i個(gè)元素的k 次乘方與第i個(gè)元素的k次乘方之積。不同估計(jì)矩陣E下泛函數(shù)/(￡) 的取值通過泛函數(shù)/(￡)估計(jì)器5估計(jì)獲得，然后由極值探測器檢驗(yàn) 泛函數(shù)/(￡)是否取得極小值，如果泛函數(shù)的取值不是極小值，則調(diào) 整估計(jì)矩陣E，并重復(fù)估計(jì)泛函數(shù)/(五)的值，直至泛函數(shù)取得極小 值。此時(shí)，估計(jì)矩陣E所對(duì)應(yīng)的估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y(Q，E)所對(duì)應(yīng)的 各時(shí)域信號(hào)被認(rèn)為相互獨(dú)立性最大，估計(jì)矩陣E被認(rèn)為是混合系統(tǒng) H的逆的最優(yōu)估計(jì)，Y(ll， E)被認(rèn)為是轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量S(H)的最優(yōu)估計(jì)。 將泛函數(shù)/(￡)取得極小值對(duì)應(yīng)的估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y(Q， E)通 過生理儐號(hào)估計(jì)器7，根據(jù)測量的生理信號(hào)的特征，從估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào) 矢量Y(fi， E)中辨別出生理信號(hào)的估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)，然后估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)的特征處理觀察信號(hào)，消除那些干擾信號(hào)，輸出觀察信號(hào)中的生理信 號(hào)分量。實(shí)施例8本實(shí)施例中，觀察信號(hào)是動(dòng)脈血氧飽和度監(jiān)護(hù)中的兩路信號(hào) Xl(t)、 x2(t)。兩路信號(hào)是由兩個(gè)獨(dú)立波長的光照射人體組織，經(jīng)人體 組織衰減后由傳感器接收，因此這兩路信號(hào)中必然同時(shí)包含由運(yùn)動(dòng)等 造成衰減變化s"t)和由心臟搏動(dòng)引起的動(dòng)脈血流變化造成的衰減變化S2(t)，這兩種變化是相對(duì)獨(dú)立的，其轉(zhuǎn)換信號(hào)為S"CO)、 S2(0))。當(dāng) 利用常規(guī)濾波器消除可以預(yù)知的其他千擾(如工頻干擾)，并通帶通消除帶外噪聲，利用平滑濾波器去均值，利用FFT轉(zhuǎn)換器獲得頻譜信號(hào)Xl(<0)、 X2((0)等預(yù)處理之后，兩路觀察信號(hào)的頻譜信號(hào)和兩個(gè)獨(dú)立變化的頻譜信號(hào)之間可以用下式表示-<formula>formula see original document page 24</formula>對(duì)于在分離的結(jié)果，所需的主要是獨(dú)立信號(hào)s"t)和s"t)的波形特征，即Sl(0))、 S2(0))的分布特征，因此可以用一路觀察信號(hào)的頻譜信 號(hào)中包含的兩個(gè)獨(dú)立信號(hào)的頻譜信號(hào)成分來表征原始的獨(dú)立信號(hào)的 頻譜信號(hào)，則上式可以簡化為如下的形式<formula>formula see original document page 24</formula>;c2(6>)」—|_A21 A22」XLs2(o) 很容易獲得混合系統(tǒng)H的逆矩陣為1 =五因此獨(dú)立信號(hào)的估計(jì)可以用下式獲得<formula>formula see original document page 24</formula> jc2( )為了實(shí)現(xiàn)分離，需要y"co)和y2(co)的任意乘方之積為零，即 _vf(Q，￡)xZ(Q，￡)=0 (Kk〈oo，表示乘方次數(shù))。為了計(jì)算的方便在本實(shí)施方案中所用的乘方次數(shù)為四次，那么構(gòu)造參變量為估計(jì)矩陣E 的泛函數(shù)/(￡):因?yàn)轭l譜信號(hào)一定為正值，所以/(￡)中的積分出現(xiàn)正負(fù)相消為 零的情況。在離散的情況下用求和代替積分。當(dāng)泛函數(shù)/(￡)取得極 小值時(shí)所對(duì)應(yīng)的估計(jì)矩陣E被認(rèn)為時(shí)混合系統(tǒng)的逆的最優(yōu)估計(jì)，此 時(shí)的估計(jì)頻譜信號(hào)yj(co)和y2(co)分別認(rèn)為是獨(dú)立信號(hào)的頻譜信號(hào)s,(co) 和S2(C0)的最優(yōu)估計(jì)。不過其排序是隨機(jī)的，必須通過辨別才能確定 那一個(gè)信號(hào)表征的是脈搏搏動(dòng)的信息。實(shí)施例9,厶本實(shí)施例是在實(shí)施例8的基礎(chǔ)上，采用黃金分給搜索法，在初女 化估計(jì)矩陣E的基礎(chǔ)上探測泛函數(shù)/(￡)的極小值。 實(shí)施例10本實(shí)施例是在實(shí)施例8的基礎(chǔ)上，采用最速下降法，在初始化估 計(jì)矩陣E的基礎(chǔ)上探測泛函數(shù)/(￡)的極小值。 實(shí)施例11本實(shí)施例是在實(shí)施例8的基礎(chǔ)上，采用牛頓一萊福遜法，在初始 化估計(jì)矩陣E的基礎(chǔ)上探測泛函數(shù)/(五)的極小值。
實(shí)施例12本實(shí)施例是在實(shí)施例8的基礎(chǔ)上，構(gòu)造了更易計(jì)算的泛函數(shù)/(五)。如前所述獨(dú)立信號(hào)的估計(jì)可以用下式實(shí)現(xiàn)<formula>formula see original document page 26</formula>
為了實(shí)現(xiàn)分離，頻譜信號(hào)y,((o)和y2(o))必須滿足<formula>formula see original document page 26</formula>
根據(jù)上式，構(gòu)造參變量為估計(jì)矩陣E的泛函數(shù)/(￡):<formula>formula see original document page 26</formula>
在離散的情況下用求和代替積分，改變估計(jì)矩陣E中的一個(gè)未知 元素如el，等式fw^—"將唯一確定另一個(gè)未知元素，那么泛函數(shù) /(￡)就可變化為以元素ei為參變量的泛函數(shù)/(el)。因此確定泛函數(shù) 的極小值的方法將從二維降到一維。圖8展示了該方法對(duì)頻譜信號(hào)的分離效果。其中圖7展示了-水實(shí)際測量的含有運(yùn)動(dòng)干擾的兩路觀察信號(hào)的頻譜，在強(qiáng)能量的噪聲背 景下，感興趣的信號(hào)的頻譜特征幾乎完全被掩蓋，圖8則展示了通過 上述方法獲得的分離頻譜信號(hào)，其中分離信號(hào)yl(w)為噪聲的頻譜圖， 而y2(w)是在強(qiáng)能量的噪聲背景下提取出來的感興趣的信號(hào)的頻譜 圖，這里為動(dòng)脈血氧采集中的脈搏波形的頻譜圖。
權(quán)利要求
1.一種信號(hào)處理的方法，該方法用于對(duì)多路觀察信號(hào)矢量X(t)進(jìn)行處理。觀察信號(hào)矢量X(t)是由源信號(hào)矢量S(t)，在經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，可用以下公式表示X＝HS其中，源信號(hào)矢量S(t)由一組相互獨(dú)立的信號(hào)s1(t)……sn(t)(n＞1)組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)x1(t)……xm(t)(m≥n)混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)、卷積等運(yùn)算。該方法包括以下幾個(gè)步驟首先尋找估計(jì)矩陣E，并通過公式Y(jié)＝EX獲得估計(jì)矢量Y(t，E)；然后，利用所確定的估計(jì)矩陣E作為混合系統(tǒng)H的逆的最優(yōu)估計(jì)，計(jì)算源信號(hào)矢量S(t)的最優(yōu)估計(jì)矢量Y(t，E)；利用確定的矢量Y(t，E)，提取Y(t，E)中符合特定特征的生理信號(hào)；利用確定的矢量Y(t，E)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量X(t)，輸出各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)；利用確定的各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)，確定生理參數(shù)。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述估計(jì)矩陣 E為使估計(jì)矢量Y(t，E)的所有互累計(jì)量都為零或者構(gòu)造的泛函數(shù)<formula>formula see original document page 2</formula>(2<N< 0取得極小值的估計(jì)矩陣E，即矢量Y(&E)的各信號(hào)之間的相互獨(dú)立性最大的估計(jì)矩陣E，以及與之 對(duì)應(yīng)的估計(jì)矢量Y(仁E)。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的 信號(hào)為生理信號(hào)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的生理 信號(hào)為動(dòng)脈血氧體積描記波，其中n^m二2。
5. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的生理參 數(shù)為動(dòng)脈血氧飽和度。
6. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的生理 信號(hào)是心電信號(hào)。
7. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述泛函數(shù) /(￡)中所用的累計(jì)量最高階數(shù)為四階。
8. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的信號(hào)處理方法，其特征為確定泛函數(shù) /W)的極小值所用的方法為枚舉法、牛頓萊福遜法、最速下降法或 黃金分割搜索法。
9. 一種生理監(jiān)護(hù)儀，包括一個(gè)接收端，能夠接收多路觀察信號(hào)矢量X(t)。觀察信號(hào)矢量 X(t)是由源信號(hào)矢量S(t)，在經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，可用以下公式表不X=HS其中，源信號(hào)矢量S(t)由一組相互獨(dú)立的信號(hào)sl(t)……sn(t)(nM ) 組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)xl(t)……xm(t) (rn^n) 混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)、巻積等運(yùn)算。 一個(gè)枚舉處理器，所述的枚舉處理器響應(yīng)于多個(gè)估計(jì)矩陣E，通 過公式r = EX獲得與每個(gè)估計(jì)矩陣e對(duì)應(yīng)的估計(jì)矢量Y(t,e);一個(gè)互累計(jì)量估計(jì)器，所述的互累計(jì)量估計(jì)器能夠利用枚舉處理 器輸出的估計(jì)矢量Y(t，E)，計(jì)算Y(t，E)的2 N階的所有互累計(jì)量；一個(gè)極值探測器，所述的極值探測器的輸入與互累計(jì)量估計(jì)器 的輸出相連，能響應(yīng)于每個(gè)估計(jì)矢量Y(t，E)相應(yīng)的泛函數(shù)^ 力 之值，確定使泛函數(shù)/^)取得極小值時(shí)的估計(jì)矢量Y(t，E)的各向量；一個(gè)比較選擇器，所述的比較選擇器能夠從/(E)取得極小值時(shí)的估計(jì)矢量Y(t，E)的各信號(hào)中選出那些符合特定特征的生理信號(hào)；一個(gè)消除處理器，所述的消除處理器能夠利用確定的矢量Y(t，E) 中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量X(t)，輸出生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信 號(hào)。
10.—種信號(hào)處理的方法，該方法用于對(duì)多路觀察信號(hào)矢量X(t)的轉(zhuǎn)換信號(hào)x(n)進(jìn)行處理。觀察信號(hào)矢量x(t)是由轉(zhuǎn)換信號(hào)為s(n) 的源信號(hào)矢量s(t)，經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，x(n)與s(ii)可用以下公式表示X(ft)=HS(il)其中，源信號(hào)矢量S(t)的由一組相互獨(dú)立的信號(hào)S"t)……Sn(t) (11>1) 組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)x,(t)……xm(t) (m^i);混合系統(tǒng)H對(duì)轉(zhuǎn)換信號(hào)而言是線性運(yùn)算； 該方法包括以下幾個(gè)步驟先對(duì)觀察信號(hào)矢量X(t)進(jìn)行預(yù)處理，消除觀察矢量中的高斯白噪 聲，并獲得信號(hào)矢量X(t)的轉(zhuǎn)換矢量X(ll);然后尋找估計(jì)矩陣E，并通過公式y(tǒng)(Q^)-EY(Q)獲得估計(jì)轉(zhuǎn)換 信號(hào)矢量Y(Q，E);利用所確定的估計(jì)矩陣E作為混合系統(tǒng)H的逆的最優(yōu)估計(jì)，計(jì) 算源信號(hào)矢量S(S1)的最優(yōu)估計(jì)矢量Y( Q ，E);利用確定的矢量Y(Q，E)，提取Y(Q，E)中符合特定特征的生理信號(hào)；利用確定的矢量Y(Q，E)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量 X(Q)，輸出各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)轉(zhuǎn)換信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信 號(hào)；利用確定的各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)，確 定生理參數(shù)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述估計(jì) 矩陣E為使估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量Y(Q，E)的任意兩路信號(hào)之間的K(1<K< o°) 次乘方之積為零或構(gòu)造的泛函數(shù)/(￡) = ￡ ￡ |j0^( ，￡)xW( ，E))2^ (1<K< 0取得極小值時(shí)的估A-l /=1 /=1計(jì)矩陣E。
12. 根據(jù)權(quán)利要求10或11所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述 的信號(hào)為生理信號(hào)。
13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的生理信號(hào)為動(dòng)脈血氧體積描記波；
14. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的生理參數(shù)為動(dòng)脈血氧飽和度。
15. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的信號(hào)處理方法，其特征為所述的生 理信號(hào)是心電信號(hào)。
16. 根據(jù)權(quán)利要求10或11所述的信號(hào)處理方法，其特征為轉(zhuǎn)換 序列是通過傅立葉變換獲得的強(qiáng)度值和/或能量值。
17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的信號(hào)處理方法，其特征為實(shí)現(xiàn)傅立 葉變換的方法是離散傅立葉變換(DFT)、快速傅立葉變換(FFT)或 Chirp-Z變換。
18. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的信號(hào)處理方法，其特征為泛函數(shù) /CW中所用的乘方次數(shù)為四次。
19. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的信號(hào)處理方法，其特征為確定泛函 數(shù)/(A的極小值所用的方法為枚舉法、黃金分割搜索法、最速下降 法或牛頓萊福遜法。
20. 根據(jù)權(quán)利要求10或11所述的信號(hào)處理方法，其特征為利用 確定的生理信號(hào)的轉(zhuǎn)換信號(hào)的估計(jì)，通過逆變換獲得生理信號(hào)的時(shí)間 域中信號(hào)。
21. —種生理監(jiān)護(hù)儀，包括一個(gè)接收端，能夠接收多路觀察信號(hào)矢量X(t)。觀察信號(hào)矢量 X(t)是由源信號(hào)矢量S(t)，在經(jīng)過混合系統(tǒng)H之后形成，可用以下公 式表示X=HS其中，源信號(hào)矢量S(t)由一組相互獨(dú)立的信號(hào)sl(t) sn(t)(n>l )組成，其中至少一路信號(hào)為期望的生理信號(hào)；觀察矢量由X(t)由多路觀察信號(hào)xl(t)……xm(t) (rn^n) 混合系統(tǒng)H包含線性、延時(shí)等運(yùn)算。一個(gè)轉(zhuǎn)換處理器，所述的轉(zhuǎn)換處理器響應(yīng)于觀察矢量X(t)，對(duì)觀 察矢量X(t)進(jìn)行高斯噪聲消除，并輸出觀察矢量的轉(zhuǎn)換信號(hào)矢量X(Q);一個(gè)枚舉處理器，所述的枚舉處理器響應(yīng)于多個(gè)估計(jì)矩陣e，通 過公式y(tǒng)(Q，￡) = ^x(d)獲得估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量y( q ，e);一個(gè)乘方積值估計(jì)器，所述乘方積值估計(jì)器能夠利用枚舉處理器 輸出的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量y(q，e)，計(jì)算y(q，e)的1 n次乘方的積值；一個(gè)極值探測器，所述的極值探測器的輸入與互累計(jì)量估計(jì)器 的輸出相連，能響應(yīng)于每個(gè)估計(jì)矢量Y(q，e)相應(yīng)的泛函數(shù)<formula>formula see original document page 7</formula>"'之值，確定使泛函數(shù)/^)取得極小值時(shí)的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量y( q ，e)的各向量；一個(gè)比較選擇器，所述的比較選擇器能夠從/(e)取得極小值時(shí)的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢量Y(q，e)的各信號(hào)中選出那些符合特定特征的生理信 號(hào)；一個(gè)消除處理器，所述的消除處理器能夠利用確定的估計(jì)轉(zhuǎn)換矢 量Y(Q，E)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)轉(zhuǎn)換矢量X(Q)，輸出生理信 號(hào)的最優(yōu)估計(jì)轉(zhuǎn)換信號(hào)。
全文摘要
本發(fā)明公開的內(nèi)容為信號(hào)處理方法及生理監(jiān)護(hù)儀，信號(hào)處理方法主要有下列步驟首先尋找估計(jì)矩陣E，并通過公式Y(jié)＝EX獲得估計(jì)矢量Y(t，E)；利用所確定的估計(jì)矩陣E作為混合系統(tǒng)H的逆的最優(yōu)估計(jì)，計(jì)算源信號(hào)矢量S(t)的最優(yōu)估計(jì)矢量Y(t，E)；利用確定的矢量Y(t，E)，提取Y(t，E)中符合特定特征的生理信號(hào)；利用確定的矢量Y(t，E)中的生理信號(hào)，處理觀察信號(hào)矢量X(t)，輸出各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)；利用確定的各路觀察信號(hào)中所含的生理信號(hào)的最優(yōu)估計(jì)信號(hào)，確定生理參數(shù)。生理監(jiān)護(hù)儀由一接收端、一枚舉處理器、一互累計(jì)量估計(jì)器、一極值探測器、一比較選擇器和一個(gè)消除處理器組成。
文檔編號(hào)A61B5/00GK101147671SQ200610062690
公開日2008年3月26日 申請(qǐng)日期2006年9月19日 優(yōu)先權(quán)日2006年9月19日
發(fā)明者姚若亞, 釗 秦 申請(qǐng)人:深圳市理邦精密儀器有限公司