TWI790099B - 呼吸基準線追蹤加速方法 - Google Patents

Abstract

本發明提出一種用於呼吸輔助系統之加速追蹤使用者呼吸訊號之基準線的方法，當使用者操作或配戴呼吸罩的狀態發生變化時加速追蹤呼吸基準線。該追蹤方法包含在吸氣周期中追蹤呼吸訊號之相對高點，在吐氣周期中追蹤呼吸訊號之相對低點，並計算區間之呼吸振幅。本發明透過計算呼吸震幅作為基礎，經計算取得參考值後，優化對呼吸基準線追蹤之速度。

Description

呼吸基準線追蹤加速方法

本發明係關於呼吸基準線的計算方法，特別是用於陽壓呼吸器的一種呼吸基準線追蹤加速方法。

治療睡眠呼吸中止症的方法包含手術、口腔咬合器、陽壓呼吸器(CPAP)等，其中陽壓呼吸器還可用於治療：慢性阻塞性肺疾、充血性心臟衰竭、及神經肌肉障礙等症狀。陽壓呼吸器以空氣壓力撐開可能塌陷的上呼吸道，以維持呼吸道的暢通，可治療打鼾及呼吸中止等上述問題。自動型陽壓呼吸器有一個氣流感知器(Airflow Sensor)來感知使用者當下是在呼氣或是在吸氣，因此自動型陽壓呼吸器可隨著使用者的呼吸狀態自動改變空氣壓力。

其中，使用者在一呼吸週期中的各個階段的呼吸狀態可用呼吸相位分別表示，故使用者在一呼吸週期中係具有多個呼吸相位，呼吸器設備在不同的呼吸相位時應分別執行相對應的控制與量測之項目，例如：氣流輸出/輸入之各種壓力與各種流量；但是呼吸相位僅為一泛稱，並無固定設計或規範應具備之階段數量，一般係依據開發者設計而定，且因使用者的呼吸狀態至少可區分為吸氣與吐氣，故常將呼吸相位設計為大於2之數量，例如：4相、6相...等。

呼吸基準線係為陽壓呼吸器判斷使用者呼吸相位的重要參考依據。呼吸相位之判定會影響控制氣流輸出/輸入的時間點，過早的判定會提高誤判的機率，造成呼吸器之使用者感到不舒適；過慢的判定則會造 成使用者吸氣不順或吐氣不順，也造成使用者不舒適。因此呼吸基準線的訊號穩定性及響應速度係為控制陽壓呼吸器之重要課題。

產生呼吸基準線的方式通常採用數位濾波器或是平均法等演算法，其中，數位濾波器例如：有限脈衝響應(FIR)或無限脈衝響應(IIR)，可以較快地響應呼吸基準線之變化，但設計上相對複雜，不但對運算量的需求較高，還可能會破壞訊號的完整性。而平均法例如：指數平均法(Exponential Moving Average,EMA)或簡單平均法(Simple Moving Average,SMA)，雖然運算量較低，但常因用於計算平均值的點數或週期數的增加，而造成呼吸基準線在響應上的延遲。習知技術US 7,337,778 B2中，使用長、短均線配合閥值設定，做為加速調整呼吸基準線之依據，其中判定時間設定為6秒(即一個呼吸週期)。

無論濾波器或是平均法，使用過高的點數或週期數都可能造成呼吸基準線的響應過慢而導致陽壓呼吸器的運作無法符合需求，但是使用過低的點數或週期數也會使呼吸基準線的計算結果容易被雜訊干擾而產生擾動，進而影響對使用者呼吸相位判定的準確性。此外，呼吸頻率可能隨睡眠深淺程度產生變化，其他睡眠事件亦可能造成瞬間之流量變化，因此固定點數或固定週期數之設計亦難以一體適用。鑒於近年來呼吸器的使用者的數量持續上升之趨勢，因此如何能達成「快速地調整呼吸基準線」，令使用者呼吸相位能被準確地判定，實有迫切的需求。

有鑑於上述問題，本發明揭露一種呼吸基準線追蹤加速方法，應用於呼吸輔助系統，優化對呼吸基準線之追蹤速度，其主要技術內容為： 一種呼吸基準線追蹤加速方法，提供一計算模組，並接收一呼吸流量訊號，該呼吸基準線追蹤加速方法包含：步驟S1：該計算模組根據該呼吸流量訊號產生一呼吸振幅及一呼吸基準線；步驟S2：該計算模組根據該呼吸流量訊號以及該呼吸基準線產生一呼吸相位判定信號，當該呼吸相位判定信號停留在一呼吸相位超過一時間閥值時，流程跳至步驟S3，當該呼吸相位判定信號停留在一呼吸相位未超過該時間閥值時，流程跳回步驟S1；步驟S3：判斷一調變觸發條件是否成立，若是，流程跳至步驟S4，當該調變觸發條件不成立時，流程跳回步驟S1；步驟S4：該計算模組根據該呼吸振幅與一比例參數的乘積以及該呼吸基準線中的一相對低點，以產生一呼吸基準線參考值；步驟S5：該計算模組根據該呼吸基準線參考值修正該呼吸基準線。

較佳的，該調變觸發條件成立指的下列任一個觸發條件成立：震幅調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個呼吸振幅之間的差大於一呼吸振幅閥值；高點調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個相對高點之間的差大於一呼吸高點閥值；低點調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個相對低點之間的差大於一呼吸低點閥值；基準線調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個點之間的差大於一呼吸基準線閥值；且 該呼吸振幅閥值、該呼吸高點閥值、該呼吸低點閥值、及該呼吸基準線閥值中的每一個皆是該呼吸振幅與一比例參數的乘積。

10:計算模組

11:呼吸訊號單元

12:高低點判定單元

13:呼吸基準線單元

14:震幅判定單元

15:呼吸基準線參考值單元

16:呼吸基準線修正單元

17:相位偵測單元

18:調變觸發條件判斷單元

20:計算模組

21:第一資料開關

22:第二資料開關

23:第三資料開關

24:第四資料開關

圖1係本發明呼吸基準線追蹤加速方法的計算模組方塊圖。

圖2A係相對於時間軸的呼吸流量訊號。

圖2B係圖2A中的呼吸氣流量訊號10個周期的指數平滑移動平均線(簡稱短周期EMA)示意圖。

圖2C係圖2A中的呼吸氣流量訊號30個周期的指數平滑移動平均線(簡稱長周期EMA)示意圖。

圖3A係未使用本發明的呼吸基準線追蹤加速方法，且開始漏氣時，相對於時間軸的系統呼吸流量、長周期EMA之呼吸基準線、及呼吸流量訊號Flow。

圖3B係根據圖3A所判斷出的呼吸相位。

圖4A未使用本發明的呼吸基準線追蹤加速方法，且由漏氣恢復正常時，相對於時間軸的系統呼吸流量、長周期EMA之呼吸基準線、及呼吸流量訊號Flow。

圖4B係根據圖4A所判斷出的呼吸相位。

圖5A係本發明的方法應用於長周期EMA且有漏氣時之系統呼吸流量、呼吸流量訊號Flow、呼吸基準線及基準線參考值。

圖5B係根據圖5A所判斷出的呼吸相位。

圖6A係本發明的方法應用於長周期EMA由漏氣恢復正常之系統呼吸流量、呼吸流量訊號Flow及呼吸基準線。

圖6B係根據圖6A所判斷出的呼吸相位。

圖7係本發明呼吸基準線追蹤加速方法的演算法流程圖。

圖8係本發明呼吸基準線追蹤加速方法的另一實施例的計算模組方塊圖。

請參閱圖1所示，圖1是用於執行本發明呼吸基準線追蹤加速方法的計算模組10，該計算模組10包含一呼吸訊號單元11、與該呼吸訊號單元11連接的一高低點判定單元12、與該呼吸訊號單元11連接的一呼吸基準線單元13、與該高低點判定單元12連接的一震幅判定單元14、分別與該高低點判定單元12及該震幅判定單元14連接的一呼吸基準線參考值單元15、分別與該呼吸基準線單元13及該呼吸基準線參考值單元15連接的一呼吸基準線修正單元16、及分別與該呼吸訊號單元11及該呼吸基準線修正單元16連接的一相位偵測單元17。該計算模組10是由一計算機硬件如個人電腦、移動裝置或伺服器與在該計算機硬件上運作的一演算法所搭配組成的。

其中該呼吸訊號單元11主要是取得陽壓呼吸器的一系統呼吸流量並經由系統校正後所得出接近於使用者呼吸流量的一呼吸流量訊號Flow，該呼吸流量訊號Flow是一時間函數，隨著上述系統校正的方式不同，該呼吸流量訊號Flow可以是一即時量測之流量訊號、一經過濾波後之流量訊號、或一量測訊號經過處理後取得之病患呼吸訊號。

該高低點判定單元12接收該呼吸流量訊號Flow，並據以決定該呼吸流量訊號Flow中的相對高點PoleH及相對低點PoleL，該相對高點PoleH及該相對低點PoleL皆是時間序列(Time series)。

在吸氣過程中根據呼吸流量訊號Flow的轉折，以取得呼吸流量訊號Flow之相對高點PoleH，其中相對高點PoleH擷取之常用方 式為：監控一定時間內之呼吸流量訊號Flow最大值、或呼吸流量訊號Flow的斜率由正值轉為負值。

在吐氣過程中根據呼吸流量訊號Flow的轉折，以取得呼吸流量訊號Flow之相對低點PoleL，其中相對低點PoleL擷取之常用方式為：監控一定時間內之呼吸流量訊號Flow最小值、或呼吸流量訊號Flow的斜率由負值轉為正值。

該呼吸基準線單元13亦接收該呼吸流量訊號Flow，並據以產生一呼吸基準線，計算該呼吸基準線的演算法常採用的方式為數位濾波器或是平均法已如前述。

該震幅判定單元14接收該相對高點PoleH及該相對低點PoleL，並據以產生一呼吸振幅FlowPP，該呼吸振幅FlowPP是一時間函數。

該呼吸基準線參考值單元15接收該呼吸振幅FlowPP與該相對高點PoleH及該相對低點PoleL，並據以產生一呼吸基準線參考值，該呼吸基準線參考值是時間函數。

該呼吸基準線修正單元16接收該呼吸基準線參考值及該呼吸基準線，並據以產生一修正後的呼吸基準線。該相位偵測單元17接收該修正後的呼吸基準線數值及該呼吸流量訊號Flow，並據以產生一呼吸相位判定信號。

請參閱圖2A-2C所示，圖2A是相對於時間軸的呼吸流量訊號Flow，圖2B是圖2A中的呼吸流量訊號Flow 10個周期的指數平滑移動平均線(簡稱短周期EMA)，圖2C是圖2A中的呼吸流量訊號Flow 30個周期的指數平滑移動平均線(簡稱長周期EMA)。經比較圖2B及圖2C的指數平滑移動平均線可知：10個周期的指數平滑移動平均線(EMA)的變動比30個周期 的指數平滑移動平均線(EMA)的變動來得大，亦即相較於較長週期的指數平滑移動平均線，較短周期的指數平滑移動平均線較易受呼吸流量訊號Flow影響；同時，當呼吸流量訊號Flow有一較大的變動時，較長週期的指數平滑移動平均線並不會立即的反映該呼吸流量訊號Flow的所述變動，而會有所遲延。因此，使用指數平滑移動平均線作為呼吸基準線來判斷使用者呼吸相位，雖然可以過濾掉大部分的雜訊以維持呼吸相位判定信號的穩定性，但是同時較長週期的指數平滑移動平均線也因為延遲反應呼吸流量訊號的真正變動，使得呼吸相位判定信號會發生失真的問題，這在呼吸器系統剛發生漏氣時或剛停止漏氣時尤其明顯，例如漏氣發生在連接呼吸器與使用者配戴的呼吸罩之間的通氣管路。

請參閱圖3A、3B所示，圖3A並未使用本發明的呼吸基準線追蹤加速方法，當呼吸器系統開始漏氣時，圖3A顯示相對於時間軸的系統呼吸流量(標示為C11)、呼吸流量訊號Flow(標示為C12)、及長周期EMA之呼吸基準線(標示為C13)，其中該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C13)未經過呼吸基準線參考修正值的修正。圖3B是根據圖3A產生的相對於時間軸的呼吸相位判定信號(標示為C14)，其中該呼吸相位判定信號(標示為C14)在相位軸上具有四個值(1-4)分別對應於四個相位，因此使用者的呼吸相位係具有四個相位。

在圖3A、3B中沿著時間軸可區分為A1-E1等5個區間(或稱5個階段)：

區間A1：呼吸相位判定信號(標示為C14)可被正常觸發。

區間B1：呼吸器系統開始進入漏氣狀態時，系統呼吸流量(標示為C11)驟升，使得呼吸流量訊號Flow(標示為C12)與長周期EMA之呼 吸基準線(標示為C13)完全沒有相交，這使得呼吸相位判定信號(標示為C14)產生偏差。

區間C1：呼吸相位判定信號(標示為C14)無法被觸發，呼吸基準線(標示為C13)進行追蹤，其中，所述呼吸相位判定信號(標示為C14)無法被觸發指的是該呼吸相位判定信號(標示為C14)停留在一呼吸相位超過一規定的閥值時間，如圖3B所示，從區間B1的尾端到區間C1，該呼吸相位判定信號(標示為C14)一直停留在呼吸相位2。

區間D1：在經過大約12個呼吸週期的延遲後，呼吸基準線(標示為C13)已能追上呼吸流量訊號Flow(標示為C12)，且達到足以初步判定相位的階段，但此時相位可能產生偏差。

區間E1：此時相較於區間A1，雖然呼吸流量訊號Flow(標示為C12)的值仍然偏高，但是呼吸相位判定信號(標示為C14)已可被正常觸發。

請參閱圖4A、4B所示，圖4A並未使用本發明的呼吸基準線追蹤加速方法，當呼吸器系統開始由漏氣開始轉變為不漏氣時，圖4A顯示相對於時間軸的系統呼吸流量(標示為C21)、呼吸流量訊號Flow(標示為C22)、及長周期EMA之呼吸基準線(標示為C23)，其中該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C23)未經過呼吸基準線參考修正值的修正。圖4B是根據圖4A所判斷產生相對於時間軸的呼吸相位判定信號(標示為C24)。

在圖4A、4B中可區分為A2-E2等5個區間(或稱5個階段)：

區間A2：呼吸相位判定信號(標示為C24)可被正常觸發。

區間B2：呼吸器系統開始進入由漏氣轉變為不漏氣的狀態時，系統呼吸流量(標示為C21)驟減，使得呼吸流量訊號Flow(標示為C22) 與長周期EMA之呼吸基準線(標示為C23)完全沒有相交，這使得呼吸相位判定信號(標示為C24)產生偏差。

區間C2：呼吸相位判定信號(標示為C24)無法被觸發，該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C23)進行追蹤。

區間D2：在經過大約4.5個呼吸週期的延遲後，該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C23)已能追上呼吸流量訊號Flow(標示為C22)，且達到足以初步判定相位的階段，但此時相位可能產生偏差。

區間E2：呼吸相位判定信號(標示為C24)已可正常觸發。

請參閱圖5A、5B所示，圖5A是使用本發明的呼吸基準線追蹤加速方法，當呼吸器系統開始漏氣時，圖5A顯示相對於時間軸的系統呼吸流量(標示為C31)、呼吸流量訊號Flow(標示為C32)、長周期EMA之呼吸基準線(標示為C33)、及呼吸基準線參考修正值(標示為C35)，其中該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C33)在區間C3中係依據該呼吸基準線參考修正值(標示為C35)而被修正。圖5B是根據圖5A所判斷產生相對於時間軸的呼吸相位判定信號(標示為C34)。

在圖5A、5B中可區分為A3-E3等5個區間(或稱5個階段)：

區間A3：呼吸相位判定信號(標示為C34)可被正常觸發。

區間B3：呼吸器系統開始進入漏氣狀態時，該系統呼吸流量(標示為C31)驟升，使得呼吸流量訊號Flow(標示為C32)與長周期EMA之呼吸基準線(標示為C33)完全沒有相交，這使得呼吸相位判定信號(標示為C34)產生偏差。

區間C3：呼吸相位判定信號(標示為C34)無法被觸發，該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C33)依據該呼吸基準線參考修正值(標示為C35)進行追蹤修正。

區間D3：在經過大約2個呼吸週期的延遲後，該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C33)已能追上呼吸流量訊號Flow(標示為C32)，且達到足以初步判定相位的階段，但相位可能產生偏差。

區間E3：此時相較於區間A3，雖然呼吸流量訊號Flow(標示為C32)的值仍然偏高，但是呼吸相位判定信號(標示為C34)已可被正常觸發。

請參閱圖6A、6B所示，圖6A是使用本發明的呼吸基準線追蹤加速方法，當呼吸器系統開始由漏氣開始轉變為不漏氣時，圖6A顯示相對於時間軸的系統呼吸流量(標示為C41)、呼吸流量訊號Flow(標示為C42)、及長周期EMA之呼吸基準線(標示為C43)，其中該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C43)在區間C4中係依據該呼吸基準線參考修正值(圖未示)而被修正。圖4B是根據圖4A所判斷出相對於時間軸的呼吸相位判定信號(標示為C44)。

在圖6A、6B中可區分為A4-E4等5個區間(或稱5個階段)：

區間A4：呼吸相位判定信號(標示為C44)可被正常觸發。

區間B4：呼吸器系統開始進入由漏氣轉變為不漏氣的狀態時，系統呼吸流量(標示為C41)驟減，使得呼吸流量訊號Flow(標示為C42)與長周期EMA之呼吸基準線(標示為C43)完全沒有相交，這使得呼吸相位判定信號(標示為C44)產生偏差。

區間C4：呼吸相位判定信號(標示為C44)無法被觸發，該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C43)依據該呼吸基準線參考修正值(圖未示)進行追蹤修正。

區間D4：在經過大約2.5個呼吸週期的延遲後，該長周期EMA之呼吸基準線(標示為C43)已能追上呼吸流量訊號Flow(標示為C42)，且達到足以初步判定相位的階段，但相位可能產生偏差。

區間E4：呼吸相位判定信號(標示為C44)已可被正常觸發。

請參閱圖7及圖8所示，圖7是本發明呼吸基準線追蹤加速方法的流程，包含步驟S1至S5，對應於圖7所示本發明呼吸基準線追蹤加速方法的流程，圖8揭露本發明另一實施例的呼吸基準線追蹤加速方法的計算模組20，相較於圖1所揭露的該計算模組10，圖8進一步包含一調變觸發條件判斷單元18、一第一資料開關至一第四資料開關21-24，其中該調變觸發條件判斷單元18的一輸出端與該第一至第四資料開關21-24的控制端SW連接，以控制該第一至第四資料開關21-24的資料輸出，同時該調變觸發條件判斷單元18與該高低點判定單元12、該呼吸基準線單元13、該震幅判定單元14、及該相位偵測單元17連接，以接收該高低點判定單元12、該呼吸基準線單元13、該震幅判定單元14、及該相位偵測單元17的輸出資料。

該第一至第三資料開關21-23皆具有一輸入端、一輸出端及該控制端SW，該控制端SW可控制該輸入端的資料是否可經由該輸出端輸出；其中該第四資料開關24具有一控制端SW、一第一輸入端X、一第二輸入端Y及一輸出端O，該控制端SW可選擇將該第一輸入端X的資料或將該第二輸入端Y的資料由該輸出端O輸出，其中該第一資料開關21的輸入端及輸出端分別連接該震幅判定單元14及該呼吸基準線參考值單元15，該第二資料開關22的輸入端及輸出端分別連接該高低點判定單元12及該呼吸基準線參考值單元15，該第三資料開關23的輸入端及輸出端分別連接該呼吸基準線單元13及該呼吸基準線修正單元16，該第四資料開關24的第一輸入端X及 第二輸入端Y分別連接該呼吸基準線單元13及該呼吸基準線修正單元16，且該第四資料開關23的輸出端O連接該相位偵測單元17。

請參閱圖7及圖8所示，所述步驟S1至S5包含：

步驟S1(計算相對高/低點)：該計算模組20的該高低點判定單元12由該呼吸訊號單元11接收該呼吸流量訊號Flow，並據以產生及輸出該相對高點PoleH _n 及該相對低點PoleL _n ，其中足碼n代表目前的值。該呼吸基準線單元13亦由該呼吸訊號單元11接收該呼吸流量訊號Flow，並據以產生及輸出一呼吸基準線。該震幅判定單元14由該高低點判定單元12接收該相對高點PoleH _n 及該相對低點PoleL _n ，並據以產生及輸出一呼吸振幅FlowPP。該呼吸振幅FlowPP計算公式為：●FlowPP _n =PoleH _n -PoleL _n ，其中足碼n代表目前的值。

步驟S2(相位偵測是否逾時)：當該計算模組10的該相位偵測單元17根據經由該呼吸訊號單元11所傳來的該呼吸流量訊號Flow以及經由該第四資料開關24所傳來的該呼吸基準線單元13所輸出的呼吸基準線數值Base或該呼吸基準線修正單元16所所輸出的修正後的呼吸基準線數值Bnew來計算該呼吸相位判定信號，並判斷該呼吸相位判定信號停留在一呼吸相位超過一時間閥值(即該呼吸相位判定信號逾時未被觸發)時，該相位偵測單元17輸出一第一修正信號(其值為真)至該調變觸發條件判斷單元18，流程跳至步驟S3，當該相位偵測單元17判斷該呼吸相位判定信號停留在一呼吸相位未超過該時間閥值(即該呼吸相位判定信號被觸發時尚未逾時)時，流程跳至步驟S1。其中該時間閥值可例如為0.01~0.99個之前30個呼吸週期的週期長度平均值。

步驟S3(調變觸發條件是否成立)：該調變觸發條件判斷單元18根據從該高低點判定單元12接收的該相對高點PoleH _n 、PoleH _n-1及該相 對低點PoleL _n 、PoleL _n-1以及從該呼吸基準線單元13接收的該呼吸基準線數值Base _n 、Base _n-1以及從該震幅判定單元14接收的該呼吸振幅FlowPP _n 、FlowPP _n-1以及從該相位偵測單元17接收的該第一修正信號，據以判斷調變觸發條件是否成立，其中一呼吸振幅閥值Th _pp 、一呼吸高點閥值Th _H 、一呼吸低點閥值Th _L 、及一呼吸基準線閥值Th _BL 先被計算，當下列任一之觸發條件成立且該第一修正信號的值為真時，該調變觸發條件成立，其中足碼n代表目前的值，足碼n-1代表前一次的值：

●震幅調變觸發條件：(FlowPP _n -FlowPP _n-1)>Th _pp

●高點調變觸發條件：(PoleH _n -PoleH _n-1)>Th _H

●低點調變觸發條件：(PoleL _n -PoleL _n-1)>Th _L

●基準線調變觸發條件：(Base _n -Base _n-1)>Th _BL

其中該呼吸振幅閥值Th _pp 、該呼吸高點閥值Th _H 、該呼吸低點閥值Th _L 、及該呼吸基準線閥值Th _BL 的計算公式分別為：●Th _pp =FlowPP _n-1×Pth _pp ，所述呼吸振幅閥值參數Pth _pp 介於1%至200%之間；●Th _H =FlowPP _n-1×Pth _H ，所述高點閥值參數Pth _H 介於1%至200%之間；●Th _L =FlowPP _n-1×Pth _L ，所述低點閥值參數Pth _L 介於1%至200%之間；●Th _BL =FlowPP _n-1×Pth _BL ，所述基準線閥值參數Pth _BL 介於1%至200%之間。

當該調變觸發條件判斷單元18判斷該調變觸發條件成立時，該調變觸發條件判斷單元18的該輸出端輸出一控制訊號至該第一至第四資料開關21-24的控制端SW，以控制該第一至第四資料開關21-24的資料輸出，使得該 呼吸基準線參考值單元15可接收由該高低點判定單元12傳來的該相對高點PoleH _n 及該相對低點PoleL _n 以及由該震幅判定單元14傳來的該呼吸振幅FlowPP _n ，並使得該呼吸基準線修正單元16可接收由該基準線單元13傳來的該呼吸基準線數值Base _n ，同時使得該相位偵測單元17改由該呼吸基準線修正單元16接收該修正後的呼吸基準線數值，而不再由該呼吸基準線參考值單元15接收該呼吸基準線數值，流程跳至步驟S4，當該調變觸發條件判斷單元18判斷該調變觸發條件不成立時，流程跳回步驟S1。

步驟S4(計算呼吸基準線參考值)：該呼吸基準線參考值單元15依據由該高低點判定單元12接收的該相對低點PoleL _n ，以及由該震幅判定單元14接收的該呼吸振幅FlowPP _n-1計算一呼吸基準線參考值Bref _n ，其中，足碼n代表目前的值，足碼n-1代表前一次的值，該呼吸基準線參考值Bref _n 的計算公式為：●Bref _n =PoleL _n +FlowPP _n-1×P _ref ，所述基準線參考值參數P _ref 介於1%至99%之間。

步驟S5(修正呼吸基準線)：該呼吸基準線修正單元16依據由該呼吸基準線單元13接收的該呼吸基準線參考值Base _n-1以及由該呼吸基準線參考值單元15接收的該呼吸基準線參考值Bref _n 計算一修正後的呼吸基準線數值Bnew _n ，該呼吸基準線修正單元16將該修正後的呼吸基準線數值Bnew _n 經由該第四資料開關24輸出至該相位偵測單元17，其中，足碼n代表目前的值，足碼n-1代表前一次的值，該修正後的呼吸基準線數值Bnew _n 的計算公式為：●Bnew _n =(Bref _n -Base _n-1)×P _BL +Base _n-1，所述基準線調變參數P _BL 介於1%至99%之間。

在圖5A、5B、6A、6B中該呼吸振幅閥值參數Pth _pp 、該高點閥值參數Pth _H 、該低點閥值參數Pth _L 、及該基準線閥值參數Pth _BL 、該基準線參考值參數P _ref 、該基準線調變參數P _BL 的值皆為50%。

在圖5A中還標註有點P2、點P4、點P6等3個相對高點PoleH以及點P1、點P3、點P5等3個相對低點PoleL，其中點P1與點P2是正常狀態，點P4的變化(相較於點P2)使調變觸發條件(即高點調變觸發條件)成立，因此計算模組20開始進行追蹤並在下一點(點P5)處，更新該呼吸基準線參考值(如C35所示)且據以修正該呼吸基準線(如C33所示)，接著點P5的變化(相較於點P3)使調變觸發條件(即低點調變觸發條件)成立，因此計算模組20再次更新該呼吸基準線參考值(如C35所示)且據以修正該呼吸基準線(如C33所示)，然後修正後的該呼吸基準線(標示為C33)已能追上呼吸流量訊號Flow(標示為C32)，然後呼吸相位判定信號(標示為C34)可被正常觸發。

由上述圖8的內容可知：當該調變觸發條件成立時，圖8的該計算模組20與圖1的該計算模組10具有類似的功能，但是當該調變觸發條件不成立時，圖8的該計算模組20與圖1的該計算模組10的功能係不相同。再者，上述圖8中所有的構成單元如呼吸訊號單元11、...、調變觸發條件判斷單元18以及該第一至第四資料開關21-24皆可以是硬體、軟體或硬體與軟體的協同運作所構成的。同理上述圖1中所有的構成單元也可以是硬體、軟體或硬體與軟體的協同運作所構成的。

比較圖3A與圖5A可知本發明呼吸基準線追蹤加速方法可大幅縮短呼吸基準線追蹤的時間，從12個呼吸週期減少至2個呼吸週期，類似的，比較圖4A與圖6A可知本發明呼吸基準線追蹤加速方法可大幅縮短呼吸基準線追蹤的時間，從4.5個呼吸週期減少至2.5個呼吸週期。因此本發明呼吸基準線追蹤加速方法可達成本發明「快速的調整呼吸基準線」的目的。

Claims (6)

1. 一種呼吸基準線追蹤加速方法，提供一計算模組，並接收一呼吸流量訊號，該呼吸基準線追蹤加速方法包含：步驟S1：該計算模組根據該呼吸流量訊號產生一呼吸振幅及一呼吸基準線；步驟S2：該計算模組根據該呼吸流量訊號以及該呼吸基準線產生一呼吸相位判定信號，當該呼吸相位判定信號停留在一呼吸相位超過一時間閥值時，流程跳至步驟S3，當該呼吸相位判定信號停留在一呼吸相位未超過該時間閥值時，流程跳回步驟S1；步驟S3：判斷一調變觸發條件是否成立，若是，流程跳至步驟S4，當該調變觸發條件不成立時，流程跳回步驟S1；步驟S4：該計算模組根據該呼吸振幅與一比例參數的乘積以及該呼吸基準線中的一相對低點，以產生一呼吸基準線參考值；步驟S5：該計算模組根據該呼吸基準線參考值修正該呼吸基準線。
2. 如請求項1所述之呼吸基準線追蹤加速方法，其中該調變觸發條件成立指的下列任一個觸發條件成立：震幅調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個呼吸振幅之間的差大於一呼吸振幅閥值；高點調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個相對高點之間的差大於一呼吸高點閥值；低點調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個相對低點之間的差大於一呼吸低點閥值；基準線調變觸發條件：該呼吸基準線中連續的兩個點之間的差大於一呼吸基準線閥值。
3. 如請求項2所述之呼吸基準線追蹤加速方法，其中該呼吸振幅閥值、該呼吸高點閥值、該呼吸低點閥值、及該呼吸基準線閥值中的每一個皆是該呼吸振幅與一比例參數的乘積。
4. 如請求項1所述之呼吸基準線追蹤加速方法，其中所述之呼吸流量訊號可為一即時量測之流量訊號、一經過濾波後之流量訊號、或一量測訊號經過處理後取得之病患呼吸訊號。
5. 如請求項1所述之呼吸基準線追蹤加速方法，其中該呼吸基準線參考值的計算方式為：該呼吸基準線參考值Bref _n =PoleL _n +FlowPP _n-1×P _ref ，該基準線參考值參數P _ref 介於1%至99%之間，PoleL _n 為該呼吸基準線中目前的相對低點，FlowPP _n-1為該呼吸基準線中前一次的呼吸振幅，其中，足碼n代表目前的值，足碼n-1代表前一次的值。
6. 如請求項5所述之呼吸基準線追蹤加速方法，其中該修正後的呼吸基準線數值的計算公式為：該修正後的呼吸基準線數值Bnew _n =(Bref _n -Base _n-1)×P _BL +Base _n-1，該基準線調變參數P _BL 介於1%至99%之間，Base _n-1為該呼吸基準線前一次的值。

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