用于测量呼吸率的系统和方法与流程

本文中描述的主题大体上涉及呼吸率监测并且更具体地涉及用于生成指示患者的呼吸率的信号的系统和方法。

背景技术：

呼吸率是每分钟人进行的呼吸数量。呼吸率可以随着发烧、生病和其他医学状况而增加或减少，并且因此患者的呼吸率被频繁地监测作为分析患者的医学健康状态的手段。呼吸率可以表示为每分钟呼吸的数量或者表示为频率（例如，1Hz的频率对应于每分钟60次呼吸）。患者的呼吸率可以人工地（例如，通过使临床医生对患者在时间段内进行的呼吸数量计数）或者经由自动呼吸测量系统测量。

技术实现要素：

提供了用于生成指示患者的呼吸率的信号的系统和方法。在一个方面，生成具有调制频率的正弦差分电流信号。差分电流信号在与患者的胸部接触的电极之间传递。基于差分电流信号在电极之间的传递，接收电压信号。电压信号包括在调制频率处的正弦电压，该正弦电压具有基于患者的呼吸而变化的幅度。通过将电压信号乘以正弦信号而生成包括低频分量和高频分量的输出信号。正弦信号具有调制频率和恒定幅度。输出信号被滤波以去除高频分量，并且滤波后的输出信号包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

在用于生成指示患者的呼吸率的信号的另一相关方面中，接收具有基于患者的呼吸而变化的幅度的幅度调制（AM）信号。AM信号基于正弦电流信号在与患者的胸部接触的电极之间的传递。使用乘法器对AM信号进行解调。乘法器的输出包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

在另外的相关方面中，用于生成指示患者的呼吸率的信号的系统包括电流源，该电流源配置为生成具有调制频率的正弦差分电流信号。差分电流信号在与患者的胸部接触的电极之间传递以生成电压信号。电压信号是在调制频率处的正弦电压，该正弦电压具有基于患者的呼吸而变化的幅度。信号源配置为生成具有调制频率和恒定幅度的正弦信号。乘法器配置为通过将电压信号乘以正弦信号来生成包括低频分量和高频分量的输出信号。滤波器配置为对输出信号进行滤波以去除高频分量。滤波后的输出信号包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

在另外的相关方面中，一种患者监测装置包括用于生成指示患者的呼吸率的信号的系统。用于生成信号的系统包括电流源，该电流源配置为生成具有调制频率的正弦差分电流信号。差分电流信号在与患者的胸部接触的电极之间传递以生成电压信号。电压信号是在调制频率处的正弦电压，该正弦电压具有基于患者的呼吸而变化的幅度。信号源配置为生成具有调制频率和恒定幅度的正弦信号。乘法器配置为通过将电压信号乘以正弦信号来生成包括低频分量和高频分量的输出信号。滤波器配置为对输出信号进行滤波以去除高频分量。滤波后的输出信号包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

本文中描述的主题提供了许多技术优点。如下所述，乘法器用于对呼吸信号进行解调。乘法器的使用消除了传统系统中存在的噪声源，因此使得能够实现更高精度的呼吸读数。另外，该噪声减少将产生针对ECG和调搏器脉搏检测功能的更好性能。本文中描述的系统和方法还消除了传统系统中存在的差分信号处理的复杂性并且使得能够经由简化的滤波器设计实现信号处理。以下详细描述这些技术优点和其他技术优点。

本文中描述的主题的一个或多个变化的细节在以下附图和描述中阐明。根据描述和附图以及根据权利要求书，本文中描述的主题的其他特征和优点将是明显的。

附图说明

图1是描绘用于生成指示患者的呼吸率的信号的示例系统的方框图；

图2是用于测量患者的呼吸率的示例系统的示意图；

图3是描绘用于生成指示患者的呼吸率的信号的方法的示例步骤的流程图；以及

图4描绘示例患者监测装置。

具体实施方式

图1是描绘用于生成指示患者106的呼吸率的信号的示例系统的方框图。系统包括电流源102，该电流源102配置为生成差分电流信号104。差分电流信号104中的每一个是具有调制频率和恒定幅度的正弦电流。调制频率是比患者的呼吸率的频率表示高一个或多个数量级的相对高的频率。例如，健康的成人在休息时的通常呼吸率是每分钟12-20次呼吸。表示为频率的这样的呼吸率对应于0.20-0.33Hz的频率范围。相反，在示例中，差分正弦电流信号104具有大约40KHz的频率。

如图1所示，差分正弦电流信号104在与患者106的胸部接触的电极108、110之间传递。电极108、110之间的电压与患者的胸部的阻抗成比例并且在患者的胸部膨胀和收缩时作为呼吸的函数而变化。电压感测电路112读取电极108、110之间的电压并且生成对应的电压信号113。因为差分电流信号104是具有调制频率的正弦信号，所以电压信号113是在调制频率处的正弦电压，该正弦电压具有基于患者的呼吸而变化的幅度。因此，电压信号113是幅度调制（AM）正弦信号。

如上所述，电压信号113是具有基于患者的呼吸而变化的幅度的AM信号。为了对该AM信号进行解调，利用乘法器114。如图1所示，乘法器114接收来自电压感测电路112的电压信号113。乘法器114还接收来自信号源116的具有调制频率（例如，大约40KHz）和恒定幅度的正弦信号115。正弦信号115可以是具有恒定幅度的电压信号。如上所述，差分正弦电流信号104也具有恒定幅度，并且在示例中，正弦电压信号115的恒定幅度与差分正弦电流信号104的恒定幅度成比例。

乘法器114通过将电压信号113乘以正弦信号115来对电压信号113进行解调。如上所述，信号113和115共享相同调制频率，但是AM电压信号113经由其变化的幅度而携带关于患者的呼吸率的附加信息。在乘法器114处将信号113、115相乘使得该附加信息能够从信号113提取。具体地，在信号113、115相乘时，乘法器114的所得到的输出信号117包括高频分量和低频分量。高频分量具有两倍调制频率的频率。低频分量包括具有基于患者的呼吸率而变化的幅度的波形。该波形具有比高频分量的频率低一个或多个数量级的相对低的频率。在示例中，高频分量具有大约80KHz的频率，而取决于患者的呼吸率，低频分量具有在0.25-3.5Hz的范围内的频率。

为了从输出信号117去除高频分量，使用滤波器118。在示例中，滤波器118是低通滤波器。由滤波器118生成的滤波后的输出信号120保留包括具有基于患者的呼吸率而变化的幅度的波形的输出信号117的低频分量。在一些示例中，对输出信号117执行附加滤波以生成滤波后的输出信号120（例如，进行滤波以从输出信号117去除直流（DC）偏置，等）。滤波后的输出信号120可以由各种组件（例如，模拟或数字信号处理系统等）接收，并且患者106的呼吸率可以基于信号120计算。除了别的可能性以外，表征所计算的呼吸率的数据可以存储在存储器中、经由显示装置显示、和/或传送至远程计算系统。

本文中描述的用于测量患者的呼吸率的系统和方法不同于传统方案。例如，用于测量患者的呼吸率的传统系统利用多组开关。调制组的开关用于生成偏置电流，而第二组开关用于对来自与患者接触的电极的波形采样。开关以高速打开和闭合来实现这些目的，并且这两组的切换必须相对于彼此精确定时。使用该传统布置的示例系统是德州仪器的ADS1298R，其是本领域的普通技术人员已知的。利用这些开关的传统系统由于前述的定时要求而通常遭受定时问题。此外，在传统系统中使用的高速切换产生可能破坏这些系统中使用的信号（例如，表示呼吸率的信号、心电图（ECG）信号、起搏器信号等）的噪声。传统系统还依赖于复杂的采样后的数据差分信号处理技术。

相比于这些传统方案，本文中描述的系统和方法不利用高速切换。本文中描述的系统和方法因此不易受与高速切换相关联的噪声问题的影响并且可以具有比传统系统更高的精度的呼吸读数。本文中描述的主题的方案还消除了在传统系统中存在的差分切换信号处理的复杂性。还应注意，本公开的用于对呼吸信号进行解调的乘法器的使用与不使用这一技术的传统系统形成对比。传统系统与本文中描述的主题之间的附加差异遍及本公开进行详述。

图2是用于测量患者212的呼吸率的示例系统的示意图。图2的系统类似于图1的系统，但描绘了图1中未示出的附加细节。如图2所示，系统包括发射器202和接收器203。发射器202用于生成在与患者的胸部接触的电极之间传递的电流信号，并且接收器203用于读取电极处的电压信号并且生成指示患者的呼吸率的输出信号。发射器202包括信号源206，该信号源206配置为生成具有等于大约40KHz（例如，39.2KHz）的调制频率的数字时钟信号207。在示例中，数字时钟信号207是包括方波或矩形波的电压信号。

本文中关于图2指出的频率仅为示例，并且在其他示例中使用其他频率。例如，虽然数字时钟信号207的调制频率在图2的示例中被指示为大约40KHz，但在其他示例中，调制频率等于10KHz、20KHz、30KHz、50KHz或另一频率。数字时钟信号207的调制频率是比患者的呼吸率的频率表示高一个或多个数量级的相对高的频率。如上所述，患者的呼吸率一般对应于0.20-0.33Hz的频率范围，并且数字时钟信号207的调制频率可以是大约40KHz或者不同的频率（例如在千赫兹范围内的不同频率）。

数字时钟信号207在有源的二阶带通滤波器204处接收。在一些实施例中，本文中描述为有源的滤波器可以是无源的，且反之亦然。如附图中所指示的，带通滤波器240具有等于数字时钟信号207的调制频率（例如大约40KHz）的中心频率以及大约100Hz的通带。带通滤波器240将数字时钟信号207的方波或矩形波转换为正弦波。这在图2中示出，图2描绘了带通滤波器240输出正弦信号242。在图2的系统中使用正弦信号消除了具有方波或矩形波的信号中存在的谐波含量，该谐波含量可能为噪声源。正弦信号242在差分输出电压至电流转换器204处接收，所述差分输出电压至电流转换器204将正弦信号242的电压电平转换为差分正弦电流信号。具体地，在图2的示例中，电压至电流转换器204生成彼此有180度相位差的正弦电流信号的差分对208。差分对208的两个正弦电流信号都具有大约40KHz的调制频率，并且两个信号都是共享相同幅度的恒定幅度信号。在图2的示例中，差分对208的电流信号具有40µA的量值。在其他示例中，使用其他量值（例如，30 µA, 50 µA, 60 µA等）的电流信号。

在图2的示例中，电流信号的差分对208在具有2KHz的截止频率的无源高通滤波器210处进行滤波。高通滤波器210可以包括无源网络，该无源网络包括电阻器和电容器和/或其他组件。在与患者212的胸部接触的电极之间传递电流信号之前，高通滤波器210从电流信号去除低频分量。这些电极在图中被表示为RA（“右臂”）和LA（“左臂”）以指示在其上放置电极的患者胸部的不同侧。

在电极两端的电压是传递通过患者的身体的电流的结果，如上面关于图1所描述的。这样的电压在具有等于大约40KHz的调制频率的中心频率以及大约100Hz的通带的带通滤波器214处进行滤波。带通滤波器214对电压进行滤波以去除滤波器的通带以外的高频和低频分量并且提供对系统的保护（例如，如果发生去纤颤）。与上述的高通滤波器210类似，带通滤波器214可以包括电阻器和电容器和/或其他组件的无源网络。带通滤波器214输出第一和第二电压信号216，并且这些电压信号216在仪表放大器218处接收。电压信号216（在图2中标记为V+和V-）是电流信号的差分对208传递通过患者身体的结果，其中两个电压信号216中的每一个对应于差分对208中的相应的电流信号。因此，例如V+电压信号基于I+电流信号在电极之间的传递，而V-电压信号基于I-电流信号在电极之间的传递。

V+和V-电压信号216是具有大约40KHz的调制频率的正弦电压。这些信号216中的每一个具有基于患者的呼吸而变化的幅度。幅度变化是患者的胸部在他或她呼吸时膨胀和收缩的结果，其中膨胀和收缩使患者的胸部的阻抗变化，如上所述。仪表放大器218是精确的高阻抗差分放大器，其配置为（i）获取V+和V-信号216之间的差异以及（ii）放大该差异。仪表放大器218的输出是单端电压信号219。单端电压信号219是在大约40KHz的调制频率处的正弦电压，该正弦电压具有基于患者的呼吸而变化的幅度。因此，电压信号219是幅度调制（AM）信号，类似于上面关于图1描述的电压信号113。

为了对单端电压信号219进行解调，该信号被提供给乘法器220。在示例中，乘法器220是四象限模拟乘法器（例如，模拟器件AD534）并且可以包括集成电路和/或其他组件。在其他示例中，乘法器220是二象限乘法器。此外，在一些实施例中，使用非模拟（即数字）乘法器。乘法器220也接收具有大约40KHz的调制频率和恒定幅度的正弦信号222。在示例中，正弦信号222是具有恒定幅度的电压信号。如上所述，差分对208的正弦电流信号具有在两个信号中相同的恒定幅度，并且在示例中，正弦电压信号222的恒定幅度与差分对208的恒定幅度成比例。虽然图2的示例示出正弦信号222在乘法器220处从带通滤波器240进行接收，但在其他示例中，正弦信号从不同组件（例如，与组件240分开的信号源，等）接收。

乘法器220通过将电压信号219乘以正弦信号222来对单端电压信号219进行解调。如上所述，单端电压信号219和正弦信号222共享大约40KHz的相同调制频率，但单端电压信号219经由其变化的幅度而携带关于患者的呼吸率的附加信息。在乘法器220处将信号219、222相乘使得该附加信息能够从信号219提取。在信号219、222相乘时，乘法器220的所得到的Vmult输出信号224包括高频分量和低频分量。

在图2的示例中，Vmult输出信号224的高频分量具有两倍调制频率的频率并且因此等于大约80KHz（例如78.4KHz）。Vmult输出信号224的低频分量包括具有基于患者的呼吸率而变化的幅度的波形。该波形具有比高频分量的大约80KHz频率低一个或多个数量级的相对低的频率。在示例中，取决于患者的呼吸率，低频分量具有在0.25-3.5Hz的范围内的频率。低频分量还可以包括取决于各种因素的DC偏置，所述各种因素包括患者的特性、电极的特性以及它们在患者胸部上的放置和/或其他因素。

为了从Vmult输出信号224去除高频分量，使用具有10Hz的截止频率的二阶有源低通滤波器226。如上所述，低频分量具有在0.25-3.5Hz的范围内的频率，使得低频分量传递通过滤波器226，而处于大约80KHz的高频分量被去除。低频分量与高频分量之间的大频率差异使得能够实现相对简单的滤波器设计。由滤波器226生成的滤波输出信号DC_RESP 228保留包括具有基于患者的呼吸率而变化的幅度的波形的Vmult输出信号224的低频分量。

如上所述，Vmult输出信号224的低频分量可以包括DC偏置，并且由低通滤波器226进行的滤波不去除该DC偏置。为了从滤波输出信号DC_RESP 228去除DC偏置，在图2的示例中，该信号在具有0.05 Hz的截止频率的有源高通滤波器230处接收。高通滤波器230从信号DC_RESP 228去除DC偏置，同时保留0.25-3.5Hz范围内的低频分量。高通滤波器230的ACRESP输出信号232是具有基于患者的呼吸率而变化的幅度的波形。ACRESP 输出信号232可以由各种组件（例如，模拟或数字信号处理系统等）接收，并且患者212的呼吸率可以基于信号232计算。在一些示例中，ACRESP输出信号232在模拟数字转换器（ADC）处接收，并且由ADC输出的所得到的数字信号被处理以确定患者的呼吸率。虽然图2的系统在本文中描述为利用模拟信号处理，但在一些实施例中，信号处理中的至少一些可以是非模拟的（即，数字的）。除了其它可能性以外，表征呼吸率的数据可以在显示装置上显示、存储在存储器中和/或传送至远程计算系统。

图3是描绘用于生成指示患者的呼吸率的信号的方法的示例步骤的流程图300。在302处，生成具有调制频率的差分正弦电流信号。在304处，差分电流信号在与患者的胸部接触的电极之间传递。在306处，基于差分电流信号在电极之间的传递，接收电压信号。电压信号包括在调制频率处的正弦电压，该正弦电压具有基于患者的呼吸而变化的幅度。在308处，通过将电压信号乘以正弦信号而生成包括低频分量和高频分量的输出信号。正弦信号具有调制频率和恒定幅度。在310处，输出信号被滤波以去除高频分量，并且滤波后的输出信号包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

图4描绘示例患者监测装置402。患者监测装置402包括用于生成指示患者的呼吸率的信号的系统404。在示例中，系统404是（i）上面关于图1描述的系统，（ii）上面关于图2描述的系统或者（iii）利用本文中描述的用于生成指示患者呼吸率的信号的方案的另一系统。系统404生成具有指示患者的呼吸率的特性的输出信号406。在图4的示例中，输出信号406是在ADC 408处接收的模拟信号。ADC 408配置为基于模拟输出信号406生成数字信号410。数字信号410在处理模块412处接收，该处理模块412配置为处理数字信号410以确定患者的呼吸率。在示例中，处理模块412经由微处理器、微控制器、芯片上系统（SOC）或者其他固定或可编程逻辑来实现，并且可以包括一个或多个处理器或处理器内核。

在示例中，如使用处理模块412确定的表征呼吸率的数据414存储在患者监测装置402的存储器416中。在示例中，数据414传送至患者监测装置402的显示器418，因此使得数据414能够显示在装置402处。此外，在一些示例中，数据414在患者监测装置402的网络化组件420处接收。网络化组件420用于将数据414传送至另一系统（例如，经由有线或无线网络可访问的计算系统）。图4的患者监测装置402仅为示例，并且在其他示例中，患者监测装置包括不同组的组件（例如，患者监测装置可以不包括图4中示出的全部组件，和/或患者监测装置可以包括图4中未示出的附加其他组件）。

本文中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/或其组合中实现。这些各种方面或特征可以包括在包括至少一个可编程处理器的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，该至少一个可编程处理器可以是专用的或通用的，耦合以从存储系统、至少一个输入装置以及至少一个输出装置接收数据和指令并且将数据和指令传送至该存储系统、至少一个输入装置以及至少一个输出装置。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互相作用。客户端和服务器的关系依靠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发生。

这些计算机程序（其也可以称为程序、软件、软件应用程序、应用程序、组件或代码）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、函数编程语言、逻辑编程语言和/或以汇编/机器语言来实现。如在本文中使用的，术语“机器可读媒介”指的是用于将机器指令和/或数据提供给可编程处理器的任何计算机程序产品、设备和/或装置，诸如例如磁盘、光盘、存储器和可编程逻辑器件（PLD），包括接收作为机器可读信号的机器指令的机器可读媒介。术语“机器可读信号”指的是用于将机器指令和/或数据提供给可编程处理器的任何信号。机器可读媒介可以非瞬态地存储这样的机器指令，诸如例如如非瞬态固态存储器或磁性硬驱或任何等同存储媒介那样。机器可读媒介可以替换地或附加地以瞬态方式存储这样的机器指令，诸如例如如与一个或多个物理处理器内核相关联的处理器缓存或其他随机存取存储器那样。

在以上描述中以及在权利要求中，诸如“…中的至少一个”或“…中的一个或多个”的短语可以后面有元件或特征的结合列表而出现。术语“和/或”也可以在两个或多个元件或特征的列表中出现。除非与使用其所处的上下文另有暗示地或明示地相矛盾，这样的短语意在个别地意指所列出的元件或特征中的任何元件或特征或者意指与其他记载的元件或特征中的任何元件或特征组合的所记载的元件或特征中的任何元件或特征。例如，短语“A和B中的至少一个”、“A和B中的一个或多个”以及“A和/或B”均意在意指“A单独、B单独或者A和B一起”。类似的解释还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”以及“A、B和/或C”均意在意指“A单独、B单独、C单独、A和B一起、A和C一起、B和C一起、或者A和B和C一起”。另外，上面以及权利要求中的术语“基于”的使用意在意指“至少部分基于”，使得未记载的特征或元件也是可允许的。

取决于所期望的配置，本文中描述的主题可以以系统、设备、方法和/或物品来体现。在前述描述中阐明的实现不代表与本文中描述的主题一致的全部实现。作为代替，它们仅仅是与所描述的主题有关的方面一致的一些示例。虽然上面已经详细描述了少数变化，但其他修改或添加是可能的。特别地，除了在本文中阐明的那些以外，可以提供进一步的特征和/或变化。例如，上面描述的实现可以涉及所公开特征的各种组合和子组合和/或上面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/或在本文中描述的逻辑流并不必然要求所示的特别次序或顺序次序以实现所期望的结果。其他实现可以在所附权利要求的范围内。