用于測量呼吸率的系統和方法與流程

本文中描述的主題大體上涉及呼吸率監測并且更具體地涉及用于生成指示患者的呼吸率的信號的系統和方法。

背景技術：

呼吸率是每分鐘人進行的呼吸數量。呼吸率可以隨著發燒、生病和其他醫學狀況而增加或減少，并且因此患者的呼吸率被頻繁地監測作為分析患者的醫學健康狀態的手段。呼吸率可以表示為每分鐘呼吸的數量或者表示為頻率（例如，1Hz的頻率對應于每分鐘60次呼吸）。患者的呼吸率可以人工地（例如，通過使臨床醫生對患者在時間段內進行的呼吸數量計數）或者經由自動呼吸測量系統測量。

技術實現要素：

提供了用于生成指示患者的呼吸率的信號的系統和方法。在一個方面，生成具有調制頻率的正弦差分電流信號。差分電流信號在與患者的胸部接觸的電極之間傳遞。基于差分電流信號在電極之間的傳遞，接收電壓信號。電壓信號包括在調制頻率處的正弦電壓，該正弦電壓具有基于患者的呼吸而變化的幅度。通過將電壓信號乘以正弦信號而生成包括低頻分量和高頻分量的輸出信號。正弦信號具有調制頻率和恒定幅度。輸出信號被濾波以去除高頻分量，并且濾波后的輸出信號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號的另一相關方面中，接收具有基于患者的呼吸而變化的幅度的幅度調制（AM）信號。AM信號基于正弦電流信號在與患者的胸部接觸的電極之間的傳遞。使用乘法器對AM信號進行解調。乘法器的輸出包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

在另外的相關方面中，用于生成指示患者的呼吸率的信號的系統包括電流源，該電流源配置為生成具有調制頻率的正弦差分電流信號。差分電流信號在與患者的胸部接觸的電極之間傳遞以生成電壓信號。電壓信號是在調制頻率處的正弦電壓，該正弦電壓具有基于患者的呼吸而變化的幅度。信號源配置為生成具有調制頻率和恒定幅度的正弦信號。乘法器配置為通過將電壓信號乘以正弦信號來生成包括低頻分量和高頻分量的輸出信號。濾波器配置為對輸出信號進行濾波以去除高頻分量。濾波后的輸出信號包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

在另外的相關方面中，一種患者監測裝置包括用于生成指示患者的呼吸率的信號的系統。用于生成信號的系統包括電流源，該電流源配置為生成具有調制頻率的正弦差分電流信號。差分電流信號在與患者的胸部接觸的電極之間傳遞以生成電壓信號。電壓信號是在調制頻率處的正弦電壓，該正弦電壓具有基于患者的呼吸而變化的幅度。信號源配置為生成具有調制頻率和恒定幅度的正弦信號。乘法器配置為通過將電壓信號乘以正弦信號來生成包括低頻分量和高頻分量的輸出信號。濾波器配置為對輸出信號進行濾波以去除高頻分量。濾波后的輸出信號包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

本文中描述的主題提供了許多技術優點。如下所述，乘法器用于對呼吸信號進行解調。乘法器的使用消除了傳統系統中存在的噪聲源，因此使得能夠實現更高精度的呼吸讀數。另外，該噪聲減少將產生針對ECG和調搏器脈搏檢測功能的更好性能。本文中描述的系統和方法還消除了傳統系統中存在的差分信號處理的復雜性并且使得能夠經由簡化的濾波器設計實現信號處理。以下詳細描述這些技術優點和其他技術優點。

本文中描述的主題的一個或多個變化的細節在以下附圖和描述中闡明。根據描述和附圖以及根據權利要求書，本文中描述的主題的其他特征和優點將是明顯的。

附圖說明

圖1是描繪用于生成指示患者的呼吸率的信號的示例系統的方框圖；

圖2是用于測量患者的呼吸率的示例系統的示意圖；

圖3是描繪用于生成指示患者的呼吸率的信號的方法的示例步驟的流程圖；以及

圖4描繪示例患者監測裝置。

具體實施方式

圖1是描繪用于生成指示患者106的呼吸率的信號的示例系統的方框圖。系統包括電流源102，該電流源102配置為生成差分電流信號104。差分電流信號104中的每一個是具有調制頻率和恒定幅度的正弦電流。調制頻率是比患者的呼吸率的頻率表示高一個或多個數量級的相對高的頻率。例如，健康的成人在休息時的通常呼吸率是每分鐘12-20次呼吸。表示為頻率的這樣的呼吸率對應于0.20-0.33Hz的頻率范圍。相反，在示例中，差分正弦電流信號104具有大約40KHz的頻率。

如圖1所示，差分正弦電流信號104在與患者106的胸部接觸的電極108、110之間傳遞。電極108、110之間的電壓與患者的胸部的阻抗成比例并且在患者的胸部膨脹和收縮時作為呼吸的函數而變化。電壓感測電路112讀取電極108、110之間的電壓并且生成對應的電壓信號113。因為差分電流信號104是具有調制頻率的正弦信號，所以電壓信號113是在調制頻率處的正弦電壓，該正弦電壓具有基于患者的呼吸而變化的幅度。因此，電壓信號113是幅度調制（AM）正弦信號。

如上所述，電壓信號113是具有基于患者的呼吸而變化的幅度的AM信號。為了對該AM信號進行解調，利用乘法器114。如圖1所示，乘法器114接收來自電壓感測電路112的電壓信號113。乘法器114還接收來自信號源116的具有調制頻率（例如，大約40KHz）和恒定幅度的正弦信號115。正弦信號115可以是具有恒定幅度的電壓信號。如上所述，差分正弦電流信號104也具有恒定幅度，并且在示例中，正弦電壓信號115的恒定幅度與差分正弦電流信號104的恒定幅度成比例。

乘法器114通過將電壓信號113乘以正弦信號115來對電壓信號113進行解調。如上所述，信號113和115共享相同調制頻率，但是AM電壓信號113經由其變化的幅度而攜帶關于患者的呼吸率的附加信息。在乘法器114處將信號113、115相乘使得該附加信息能夠從信號113提取。具體地，在信號113、115相乘時，乘法器114的所得到的輸出信號117包括高頻分量和低頻分量。高頻分量具有兩倍調制頻率的頻率。低頻分量包括具有基于患者的呼吸率而變化的幅度的波形。該波形具有比高頻分量的頻率低一個或多個數量級的相對低的頻率。在示例中，高頻分量具有大約80KHz的頻率，而取決于患者的呼吸率，低頻分量具有在0.25-3.5Hz的范圍內的頻率。

為了從輸出信號117去除高頻分量，使用濾波器118。在示例中，濾波器118是低通濾波器。由濾波器118生成的濾波后的輸出信號120保留包括具有基于患者的呼吸率而變化的幅度的波形的輸出信號117的低頻分量。在一些示例中，對輸出信號117執行附加濾波以生成濾波后的輸出信號120（例如，進行濾波以從輸出信號117去除直流（DC）偏置，等）。濾波后的輸出信號120可以由各種組件（例如，模擬或數字信號處理系統等）接收，并且患者106的呼吸率可以基于信號120計算。除了別的可能性以外，表征所計算的呼吸率的數據可以存儲在存儲器中、經由顯示裝置顯示、和/或傳送至遠程計算系統。

本文中描述的用于測量患者的呼吸率的系統和方法不同于傳統方案。例如，用于測量患者的呼吸率的傳統系統利用多組開關。調制組的開關用于生成偏置電流，而第二組開關用于對來自與患者接觸的電極的波形采樣。開關以高速打開和閉合來實現這些目的，并且這兩組的切換必須相對于彼此精確定時。使用該傳統布置的示例系統是德州儀器的ADS1298R，其是本領域的普通技術人員已知的。利用這些開關的傳統系統由于前述的定時要求而通常遭受定時問題。此外，在傳統系統中使用的高速切換產生可能破壞這些系統中使用的信號（例如，表示呼吸率的信號、心電圖（ECG）信號、起搏器信號等）的噪聲。傳統系統還依賴于復雜的采樣后的數據差分信號處理技術。

相比于這些傳統方案，本文中描述的系統和方法不利用高速切換。本文中描述的系統和方法因此不易受與高速切換相關聯的噪聲問題的影響并且可以具有比傳統系統更高的精度的呼吸讀數。本文中描述的主題的方案還消除了在傳統系統中存在的差分切換信號處理的復雜性。還應注意，本公開的用于對呼吸信號進行解調的乘法器的使用與不使用這一技術的傳統系統形成對比。傳統系統與本文中描述的主題之間的附加差異遍及本公開進行詳述。

圖2是用于測量患者212的呼吸率的示例系統的示意圖。圖2的系統類似于圖1的系統，但描繪了圖1中未示出的附加細節。如圖2所示，系統包括發射器202和接收器203。發射器202用于生成在與患者的胸部接觸的電極之間傳遞的電流信號，并且接收器203用于讀取電極處的電壓信號并且生成指示患者的呼吸率的輸出信號。發射器202包括信號源206，該信號源206配置為生成具有等于大約40KHz（例如，39.2KHz）的調制頻率的數字時鐘信號207。在示例中，數字時鐘信號207是包括方波或矩形波的電壓信號。

本文中關于圖2指出的頻率僅為示例，并且在其他示例中使用其他頻率。例如，雖然數字時鐘信號207的調制頻率在圖2的示例中被指示為大約40KHz，但在其他示例中，調制頻率等于10KHz、20KHz、30KHz、50KHz或另一頻率。數字時鐘信號207的調制頻率是比患者的呼吸率的頻率表示高一個或多個數量級的相對高的頻率。如上所述，患者的呼吸率一般對應于0.20-0.33Hz的頻率范圍，并且數字時鐘信號207的調制頻率可以是大約40KHz或者不同的頻率（例如在千赫茲范圍內的不同頻率）。

數字時鐘信號207在有源的二階帶通濾波器204處接收。在一些實施例中，本文中描述為有源的濾波器可以是無源的，且反之亦然。如附圖中所指示的，帶通濾波器240具有等于數字時鐘信號207的調制頻率（例如大約40KHz）的中心頻率以及大約100Hz的通帶。帶通濾波器240將數字時鐘信號207的方波或矩形波轉換為正弦波。這在圖2中示出，圖2描繪了帶通濾波器240輸出正弦信號242。在圖2的系統中使用正弦信號消除了具有方波或矩形波的信號中存在的諧波含量，該諧波含量可能為噪聲源。正弦信號242在差分輸出電壓至電流轉換器204處接收，所述差分輸出電壓至電流轉換器204將正弦信號242的電壓電平轉換為差分正弦電流信號。具體地，在圖2的示例中，電壓至電流轉換器204生成彼此有180度相位差的正弦電流信號的差分對208。差分對208的兩個正弦電流信號都具有大約40KHz的調制頻率，并且兩個信號都是共享相同幅度的恒定幅度信號。在圖2的示例中，差分對208的電流信號具有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）的電流信號。

在圖2的示例中，電流信號的差分對208在具有2KHz的截止頻率的無源高通濾波器210處進行濾波。高通濾波器210可以包括無源網絡，該無源網絡包括電阻器和電容器和/或其他組件。在與患者212的胸部接觸的電極之間傳遞電流信號之前，高通濾波器210從電流信號去除低頻分量。這些電極在圖中被表示為RA（“右臂”）和LA（“左臂”）以指示在其上放置電極的患者胸部的不同側。

在電極兩端的電壓是傳遞通過患者的身體的電流的結果，如上面關于圖1所描述的。這樣的電壓在具有等于大約40KHz的調制頻率的中心頻率以及大約100Hz的通帶的帶通濾波器214處進行濾波。帶通濾波器214對電壓進行濾波以去除濾波器的通帶以外的高頻和低頻分量并且提供對系統的保護（例如，如果發生去纖顫）。與上述的高通濾波器210類似，帶通濾波器214可以包括電阻器和電容器和/或其他組件的無源網絡。帶通濾波器214輸出第一和第二電壓信號216，并且這些電壓信號216在儀表放大器218處接收。電壓信號216（在圖2中標記為V+和V-）是電流信號的差分對208傳遞通過患者身體的結果，其中兩個電壓信號216中的每一個對應于差分對208中的相應的電流信號。因此，例如V+電壓信號基于I+電流信號在電極之間的傳遞，而V-電壓信號基于I-電流信號在電極之間的傳遞。

V+和V-電壓信號216是具有大約40KHz的調制頻率的正弦電壓。這些信號216中的每一個具有基于患者的呼吸而變化的幅度。幅度變化是患者的胸部在他或她呼吸時膨脹和收縮的結果，其中膨脹和收縮使患者的胸部的阻抗變化，如上所述。儀表放大器218是精確的高阻抗差分放大器，其配置為（i）獲取V+和V-信號216之間的差異以及（ii）放大該差異。儀表放大器218的輸出是單端電壓信號219。單端電壓信號219是在大約40KHz的調制頻率處的正弦電壓，該正弦電壓具有基于患者的呼吸而變化的幅度。因此，電壓信號219是幅度調制（AM）信號，類似于上面關于圖1描述的電壓信號113。

為了對單端電壓信號219進行解調，該信號被提供給乘法器220。在示例中，乘法器220是四象限模擬乘法器（例如，模擬器件AD534）并且可以包括集成電路和/或其他組件。在其他示例中，乘法器220是二象限乘法器。此外，在一些實施例中，使用非模擬（即數字）乘法器。乘法器220也接收具有大約40KHz的調制頻率和恒定幅度的正弦信號222。在示例中，正弦信號222是具有恒定幅度的電壓信號。如上所述，差分對208的正弦電流信號具有在兩個信號中相同的恒定幅度，并且在示例中，正弦電壓信號222的恒定幅度與差分對208的恒定幅度成比例。雖然圖2的示例示出正弦信號222在乘法器220處從帶通濾波器240進行接收，但在其他示例中，正弦信號從不同組件（例如，與組件240分開的信號源，等）接收。

乘法器220通過將電壓信號219乘以正弦信號222來對單端電壓信號219進行解調。如上所述，單端電壓信號219和正弦信號222共享大約40KHz的相同調制頻率，但單端電壓信號219經由其變化的幅度而攜帶關于患者的呼吸率的附加信息。在乘法器220處將信號219、222相乘使得該附加信息能夠從信號219提取。在信號219、222相乘時，乘法器220的所得到的Vmult輸出信號224包括高頻分量和低頻分量。

在圖2的示例中，Vmult輸出信號224的高頻分量具有兩倍調制頻率的頻率并且因此等于大約80KHz（例如78.4KHz）。Vmult輸出信號224的低頻分量包括具有基于患者的呼吸率而變化的幅度的波形。該波形具有比高頻分量的大約80KHz頻率低一個或多個數量級的相對低的頻率。在示例中，取決于患者的呼吸率，低頻分量具有在0.25-3.5Hz的范圍內的頻率。低頻分量還可以包括取決于各種因素的DC偏置，所述各種因素包括患者的特性、電極的特性以及它們在患者胸部上的放置和/或其他因素。

為了從Vmult輸出信號224去除高頻分量，使用具有10Hz的截止頻率的二階有源低通濾波器226。如上所述，低頻分量具有在0.25-3.5Hz的范圍內的頻率，使得低頻分量傳遞通過濾波器226，而處于大約80KHz的高頻分量被去除。低頻分量與高頻分量之間的大頻率差異使得能夠實現相對簡單的濾波器設計。由濾波器226生成的濾波輸出信號DC_RESP 228保留包括具有基于患者的呼吸率而變化的幅度的波形的Vmult輸出信號224的低頻分量。

如上所述，Vmult輸出信號224的低頻分量可以包括DC偏置，并且由低通濾波器226進行的濾波不去除該DC偏置。為了從濾波輸出信號DC_RESP 228去除DC偏置，在圖2的示例中，該信號在具有0.05 Hz的截止頻率的有源高通濾波器230處接收。高通濾波器230從信號DC_RESP 228去除DC偏置，同時保留0.25-3.5Hz范圍內的低頻分量。高通濾波器230的ACRESP輸出信號232是具有基于患者的呼吸率而變化的幅度的波形。ACRESP 輸出信號232可以由各種組件（例如，模擬或數字信號處理系統等）接收，并且患者212的呼吸率可以基于信號232計算。在一些示例中，ACRESP輸出信號232在模擬數字轉換器（ADC）處接收，并且由ADC輸出的所得到的數字信號被處理以確定患者的呼吸率。雖然圖2的系統在本文中描述為利用模擬信號處理，但在一些實施例中，信號處理中的至少一些可以是非模擬的（即，數字的）。除了其它可能性以外，表征呼吸率的數據可以在顯示裝置上顯示、存儲在存儲器中和/或傳送至遠程計算系統。

圖3是描繪用于生成指示患者的呼吸率的信號的方法的示例步驟的流程圖300。在302處，生成具有調制頻率的差分正弦電流信號。在304處，差分電流信號在與患者的胸部接觸的電極之間傳遞。在306處，基于差分電流信號在電極之間的傳遞，接收電壓信號。電壓信號包括在調制頻率處的正弦電壓，該正弦電壓具有基于患者的呼吸而變化的幅度。在308處，通過將電壓信號乘以正弦信號而生成包括低頻分量和高頻分量的輸出信號。正弦信號具有調制頻率和恒定幅度。在310處，輸出信號被濾波以去除高頻分量，并且濾波后的輸出信號包括具有指示患者的呼吸率的特性的波形。

圖4描繪示例患者監測裝置402。患者監測裝置402包括用于生成指示患者的呼吸率的信號的系統404。在示例中，系統404是（i）上面關于圖1描述的系統，（ii）上面關于圖2描述的系統或者（iii）利用本文中描述的用于生成指示患者呼吸率的信號的方案的另一系統。系統404生成具有指示患者的呼吸率的特性的輸出信號406。在圖4的示例中，輸出信號406是在ADC 408處接收的模擬信號。ADC 408配置為基于模擬輸出信號406生成數字信號410。數字信號410在處理模塊412處接收，該處理模塊412配置為處理數字信號410以確定患者的呼吸率。在示例中，處理模塊412經由微處理器、微控制器、芯片上系統（SOC）或者其他固定或可編程邏輯來實現，并且可以包括一個或多個處理器或處理器內核。

在示例中，如使用處理模塊412確定的表征呼吸率的數據414存儲在患者監測裝置402的存儲器416中。在示例中，數據414傳送至患者監測裝置402的顯示器418，因此使得數據414能夠顯示在裝置402處。此外，在一些示例中，數據414在患者監測裝置402的網絡化組件420處接收。網絡化組件420用于將數據414傳送至另一系統（例如，經由有線或無線網絡可訪問的計算系統）。圖4的患者監測裝置402僅為示例，并且在其他示例中，患者監測裝置包括不同組的組件（例如，患者監測裝置可以不包括圖4中示出的全部組件，和/或患者監測裝置可以包括圖4中未示出的附加其他組件）。

本文中描述的主題的一個或多個方面或特征可以在數字電子電路、集成電路、專門設計的專用集成電路（ASIC）、現場可編程門陣列（FPGA）計算機硬件、固件、軟件和/或其組合中實現。這些各種方面或特征可以包括在包括至少一個可編程處理器的可編程系統上可執行和/或可解釋的一個或多個計算機程序中的實現，該至少一個可編程處理器可以是專用的或通用的，耦合以從存儲系統、至少一個輸入裝置以及至少一個輸出裝置接收數據和指令并且將數據和指令傳送至該存儲系統、至少一個輸入裝置以及至少一個輸出裝置。可編程系統或計算系統可以包括客戶端和服務器。客戶端和服務器通常彼此遠離并且通常通過通信網絡互相作用。客戶端和服務器的關系依靠在相應計算機上運行并且彼此具有客戶端-服務器關系的計算機程序而發生。

這些計算機程序（其也可以稱為程序、軟件、軟件應用程序、應用程序、組件或代碼）包括用于可編程處理器的機器指令，并且可以以高級過程語言、面向對象編程語言、函數編程語言、邏輯編程語言和/或以匯編/機器語言來實現。如在本文中使用的，術語“機器可讀媒介”指的是用于將機器指令和/或數據提供給可編程處理器的任何計算機程序產品、設備和/或裝置，諸如例如磁盤、光盤、存儲器和可編程邏輯器件（PLD），包括接收作為機器可讀信號的機器指令的機器可讀媒介。術語“機器可讀信號”指的是用于將機器指令和/或數據提供給可編程處理器的任何信號。機器可讀媒介可以非瞬態地存儲這樣的機器指令，諸如例如如非瞬態固態存儲器或磁性硬驅或任何等同存儲媒介那樣。機器可讀媒介可以替換地或附加地以瞬態方式存儲這樣的機器指令，諸如例如如與一個或多個物理處理器內核相關聯的處理器緩存或其他隨機存取存儲器那樣。

在以上描述中以及在權利要求中，諸如“…中的至少一個”或“…中的一個或多個”的短語可以后面有元件或特征的結合列表而出現。術語“和/或”也可以在兩個或多個元件或特征的列表中出現。除非與使用其所處的上下文另有暗示地或明示地相矛盾，這樣的短語意在個別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與其他記載的元件或特征中的任何元件或特征組合的所記載的元件或特征中的任何元件或特征。例如，短語“A和B中的至少一個”、“A和B中的一個或多個”以及“A和/或B”均意在意指“A單獨、B單獨或者A和B一起”。類似的解釋還意圖用于包括三個或更多項目的列表。例如，短語“A、B和C中的至少一個”、“A、B和C中的一個或多個”以及“A、B和/或C”均意在意指“A單獨、B單獨、C單獨、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，上面以及權利要求中的術語“基于”的使用意在意指“至少部分基于”，使得未記載的特征或元件也是可允許的。

取決于所期望的配置，本文中描述的主題可以以系統、設備、方法和/或物品來體現。在前述描述中闡明的實現不代表與本文中描述的主題一致的全部實現。作為代替，它們僅僅是與所描述的主題有關的方面一致的一些示例。雖然上面已經詳細描述了少數變化，但其他修改或添加是可能的。特別地，除了在本文中闡明的那些以外，可以提供進一步的特征和/或變化。例如，上面描述的實現可以涉及所公開特征的各種組合和子組合和/或上面公開的若干另外的特征的組合和子組合。另外，在附圖中描繪和/或在本文中描述的邏輯流并不必然要求所示的特別次序或順序次序以實現所期望的結果。其他實現可以在所附權利要求的范圍內。