本发明公开了一种阻抗式呼吸测量系统，包括：呼吸载波信号获取模块，用于获取呼吸载波信号；解调滤波电路模块，用于对呼吸载波信号进行解调、滤波，得到呼吸波形信号；放大电路模块，用于对呼吸波形信号中的交流分量进行放大，得到放大波形信号；波形基线调节电路模块，用于实时调节放大电路模块的状态为非饱和放大状态；高通滤波电路模块，用于滤除放大波形信号中的直流信号，得到第一模拟波形信号；模数转换电路模块，用于对第一模拟波形信号进行模数转换，得到第一数字波形信号；微控制器处理模块，用于对第一数字波形信号进行数字信号处理，得到呼吸测量结果。采用本发明实施例，能够快速恢复波形基线，使显示波形具有更高稳定性。
解调滤波电路模块，用于对所述呼吸载波信号进行解调、滤波处理，得到呼吸波形信号，所述呼吸波形信号为直流分量与交流分量的叠加；
放大电路模块，用于对呼吸波形信号中的交流分量进行放大，得到放大波形信号；
波形基线调节电路模块，用于实时调节放大电路模块的状态为非饱和放大状态；
高通滤波电路模块，用于滤除所述放大波形信号中的直流信号，得到第一模拟波形信号；
模数转换电路模块，用于对所述第一模拟波形信号进行模数转换，得到第一数字波形信号；
微控制器处理模块，用于对所述第一数字波形信号进行数字信号处理，得到呼吸测量结果；
所述呼吸载波信号获取模块连接所述解调滤波电路模块，所述解调滤波电路模块连接所述放大电路模块，所述波形基线调节电路模块连接所述放大电路模块，所述放大电路模块连接所述高通滤波电路模块，所述高通滤波电路模块连接所述模数转换电路模块，所述模数转换电路模块连接所述微控制器处理模块；
所述波形基线调节电路模块包括初级放大电路、第二比较器、第二模拟开关、第一计数器、第一电阻网络和时钟电路；
所述初级放大电路的两输入端分别连接所述解调滤波电路模块的输出端以及所述第一电阻网络的输出端，所述初级放大电路的输出端连接所述放大电路模块的输入端；
所述第二比较器的两输入端分别连接所述初级放大电路的输出端以及基准电压信号，所述基准电压信号的电压值小于所述放大电路模块的饱和电压；
所述第二模拟开关的控制端连接所述第二比较器的输出端，所述第二模拟开关的输入端连接所述时钟电路的输出端，所述第二模拟开关的输出端连接所述第一计数器的时钟输入；
所述第一计数器的输出端连接所述第一电阻网络的输入端。
2.根据权利要求1所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述呼吸载波信号获取模块包括：心电电极，用于连接被检测者人体；
导联切换模拟开关，连接所述微控制器处理模块和所述导联线，用于切换导联模式；
变压器耦合电路，连接所述导联切换模拟开关，用于对两路所述导联线上的电压信号进行耦合得到所述呼吸载波信号。
3.根据权利要求2所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述交流载波产生电路为62.5kHZ正弦波产生电路。
4.根据权利要求1所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述解调滤波电路模块包括全波整流电路和低通滤波电路；
所述全波整流电路的输入端连接所述呼吸载波信号获取模块的输出端，用于对所述呼吸载波信号进行全波整流得到第一整流信号；
所述低通滤波电路的输入端连接所述全波整流电路的输出端，用于对所述第一整流信号进行滤波得到所述呼吸波形信号。
5.根据权利要求4所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述全波整流电路包括第一反相器、第一比较器和第一模拟开关；
所述第一比较器的两输入端分别接入所述呼吸载波信号以及0电位信号；
所述第一模拟开关的控制端连接所述第一比较器的输出端，所述第一模拟开关的输入端分别连接所述呼吸载波信号以及所述第一反相器的输出端。
6.根据权利要求4所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述低通滤波电路包括电阻R206和电容C200，所述低通滤波电路的截止频率为18Hz。
7.根据权利要求1所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述时钟电路为200Hz的PWM波产生电路。
8.根据权利要求1所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述高通滤波电路模块的高通滤波截止频率为0.1Hz。
9.根据权利要求1所述的阻抗式呼吸测量系统，其特征在于，所述微控制器处理模块包括：数字波形信号获取单元，用于获取所述第一数字波形信号；
低通数字滤波单元，用于对所述第一数字波形信号进行滤波，得到第二数字波形信号；
陷波器滤波单元，用于根据获取的心动干扰的频率，对所述第二数字波形信号进行带通滤波，得到第三数字波形信号；
计算单元，用于根据所述第三数字波形信号，判断被检测者的呼吸模式以及计算被检测者的呼吸率。
阻抗式呼吸测量系统
技术领域
[0001] 本发明涉及医疗设备领域，特别是涉及一种阻抗式呼吸测量系统。
背景技术
[0002] 阻抗式呼吸测量方法是目前比较常用的一种呼吸测量方法。阻抗式呼吸测量系统的测量原理是将人体视为一段容积导体，且对高频电流来，人体阻抗基本上就是电阻的变化。随着人体一呼一吸的运动，人体阻抗也就随之不断地变化。在检测时，利用测量心电的两个电极和导联线检测人体阻抗的变化。将高频交流激励电流加到电极上，阻抗变化所产生的呼吸波形会被调制到高频交流激励波形上，从而得到呼吸载波信号。对呼吸载波信号进行解调、滤波处理得到呼吸波形信号，呼吸波形信号包括直流分量信号和交流分量信号，滤除直流分量信号，并对微弱的交流分量信号进行放大、模数转换等操作就可以得到最终显示在仪器交互显示界面上的波形，对该波形进行分析，可以得到被检测者的呼吸模式、呼吸率等信息。
[0003] 在研究的过程中，本发明的发明人发现现有的阻抗式呼吸测量系统中，至少具有下列技术问题：对呼吸载波信号进行解调、滤波得到的呼吸波形信号中，如果直流分量信号没有有效地滤除，或者由于晃动例如是被检测者运动所引入的干扰电压，会导致放大电路处于饱和放大状态，使放大电路输出的电压中包含较高的直流电压，因此就会使模数转换器超过输入范围，由此波形显示的稳定性不高，存在波形基线漂移现象（波形基线即为显示波形的中心位置，波形基线漂移又称为波形直流漂移）。现有的一些设备针对波形基线漂移现象的解决办法是软件恢复的方法，在软件恢复的算法中一般都设置等待一段时间来进行相关判断和处理，反应速度慢，尤其在检测新生儿呼吸时，会随着新生儿运动出现波形基线不能恢复的情况。
发明内容
[0004] 基于此，有必要针对上述问题，提供一种阻抗式呼吸测量系统，能够快速恢复波形基线，使显示波形具有更高稳定性，满足更多人群的呼吸测量要求。
[0005] 一种阻抗式呼吸测量系统，包括：
[0006] 呼吸载波信号获取模块，用于获取呼吸载波信号；
[0007] 解调滤波电路模块，用于对所述呼吸载波信号进行解调、滤波处理，得到呼吸波形信号，所述呼吸波形信号为直流分量与交流分量的叠加；
[0008] 放大电路模块，用于对呼吸波形信号中的交流分量进行放大，得到放大波形信号；
[0009] 波形基线调节电路模块，用于实时调节放大电路模块的状态为非饱和放大状态；
[0010] 高通滤波电路模块，用于滤除所述放大波形信号中的直流信号，得到第一模拟波形信号；
[0011] 模数转换电路模块，用于对所述第一模拟波形信号进行模数转换，得到第一数字波形信号；
[0012] 微控制器处理模块，用于对所述第一数字波形信号进行数字信号处理，得到呼吸测量结果；
[0013] 所述呼吸载波信号获取模块连接所述解调滤波电路模块，所述解调滤波电路模块连接所述放大电路模块，所述波形基线调节电路模块连接所述放大电路模块，所述放大电路模块连接所述高通滤波电路模块，所述高通滤波电路模块连接所述模数转换电路模块，所述模数转换电路模块连接所述微控制器处理模块。
[0014] 上述阻抗式呼吸测量系统，包括波形基线调节电路模块和高通滤波电路模块，监控放大电路模块的状态，当放大电路模块处于饱和放大状态时，波形基线调节电路模块调节电路放大模块的状态至非饱和放大状态，使阻抗式呼吸测量系统能够快速恢复波形基线，高通滤波电路模块，滤除放大波形信号中的直流信号，保证模数转换电路模块的输入信号不超出模数转换器的输入范围，使显示波形具有更高稳定性。
附图说明
[0015] 图1为一个实施例提供的一种阻抗式呼吸测量系统的结构示意图；
[0016] 图2为图1中所示实施例提供的一种阻抗式呼吸测量系统的呼吸载波信号获取模块的结构示意图；
[0017] 图3为图1中所示实施例提供的一种阻抗式呼吸测量系统的解调滤波电路模块的电路原理图；
[0018] 图4为图1中所示实施例提供的一种阻抗式呼吸测量系统的波形基线调节电路模块的电路原理图；
[0019] 图5为图1中所示实施例提供的一种阻抗式呼吸测量系统的微控制器处理模块的结构示意图。
具体实施方式
[0020] 为了便于理解本发明，下面将参照相关附图对本发明进行更全面的描述。附图中给出了本发明的较佳实施例。但是，本发明可以以许多不同的形式来实现，并不限于本文所描述的实施例。相反地，提供这些实施例的目的是使对本发明的公开内容的理解更加透彻全面。
[0021] 参见图1，在一个实施例中，提供了一种阻抗式呼吸测量系统，包括：
[0022] 呼吸载波信号获取模块110，用于获取呼吸载波信号；
[0023] 解调滤波电路模块120，用于对呼吸载波信号进行解调、滤波处理，得到呼吸波形信号，呼吸波形信号为直流分量与交流分量的叠加；
[0024] 放大电路模块130，用于对呼吸波形信号中的交流分量进行放大，得到放大波形信号；
[0025] 波形基线调节电路模块140，用于实时调节放大电路模块的状态为非饱和放大状态；
[0026] 高通滤波电路模块150，用于滤除放大波形信号中的直流信号，得到第一模拟波形信号；
[0027] 模数转换电路模块160，用于对第一模拟波形信号进行模数转换，得到第一数字波形信号；
[0028] 微控制器处理模块170，用于对第一数字波形信号进行数字信号处理，得到呼吸测量结果；
[0029] 呼吸载波信号获取模块110连接解调滤波电路模块120，解调滤波电路模块120连接放大电路模块130，波形基线调节电路模块140连接放大电路模块130，放大电路模块130连接高通滤波电路模块150，高通滤波电路模块150连接模数转换电路模块160，模数转换电路模块160连接微控制器处理模块170。
[0030] 参见图2，图1中所示实施例中的呼吸载波信号获取模块110，在实施时，可以但不限于包括下列器件：
[0031] 心电电极113，用于连接被检测者人体；
[0032] 交流载波产生电路111，用于产生交流载波信号；
[0033] 导联线115，连接心电电极113与交流载波产生电路111；
[0034] 导联切换模拟开关117，连接微控制器处理模块170和导联线115，用于切换导联模式；
[0035] 变压器耦合电路119，连接导联切换模拟开关117，用于对两路所述导联线上的电压信号进行耦合得到呼吸载波信号。
[0036] 具体的，考虑人体的阻抗在高频信号激励下，可以视为电阻感抗，但激励信号频率太高又会产生热效应。因此，交流载波产生电路所产生的载波信号的频率范围可以选择在50kHz～100kHz。本实施例中，交流载波产生电路111为62.5kHz正弦波产生电路。
[0037] 本实施例提供阻抗式呼吸测量系统可选的导联模式有I导、II导。I导的导联模式，心电电极采用LA（Left Arm，简称LA，左上肢）电极和RA（Right Arm,简称RA，右上肢）电极，分别连接人体的左肩部位和右肩部位，适合检测胸式呼吸。而新生儿大多采用胸腹式呼吸，适合采用II导的导联模式，在II导的导联模式下，心电电极采用RA电极和LL（Left Leg，简称LL，左下肢）电极。
[0038] 交流载波产生电路111产生的正弦载波通过导联线115、心电电极113作用于人体。导联切换模拟开关117连接微控制器处理模块170和导联线115，在微控制器处理模块170的控制下，可以实现导联模式的切换。变压器耦合电路119，连接导联切换模拟开关117，对两路导联线上的电压信号进行耦合得到呼吸载波信号。
[0039] 参见图3，图1中实施例中的解调滤波电路模块120包括全波整流电路包括全波整流电路121和低通滤波电路123。
[0040] 全波整流电路121的输入端连接呼吸载波信号获取模块110的输出端，用于对呼吸载波信号进行全波整流得到第一整流信号。
[0041] 低通滤波电路123的输入端连接全波整流电路121的输出端，用于对第一整流信号进行滤波得到呼吸波形信号。呼吸波形信号包括直流分量和交流分量，直流分量可以视为人体“基阻抗”（可以理解成人体不呼吸时的恒定电阻）所产生的响应电压信号，交流分量可以视为人体呼吸时阻抗变化所产生的响应电压信号。交流分量虽然微弱，为直流分量的1/1000或更小，如直流分量一般1.5V～3V，交流分量一般0.5mv左右，但交流分量才是有效的测量人体呼吸的信号。
[0042] 参见图3，全波整流电路121包括第一反相器U201A、第一比较器U202A和第一模拟开关U203；第一反相器的输入端接入呼吸载波信号；第一比较器U202A的两输入端分别接入呼吸载波信号以及0电位信号；第一模拟开关U203的控制端连接第一比较器U202A的输出端，第一模拟开关U203的输入端分别连接呼吸载波信号以及第一反相器U201A的输出端。
[0043] 参见图3，全波整流电路的工作原理为：呼吸载波信号首先经过第一反相器U201A反向，将呼吸载波信号和经过反向后的信号分别送入第一模拟开关U203的输入Y0和Y1脚，同时呼吸载波信号送给第一比较器U202A的反向输入端，第一比较器U202A的正向输入端的输入信号为由电阻R203、R204和R205分压产生的1mV左右的电压信号，该电压信号可视为0电位信号，当呼吸载波信号为正电压时第一比较器U202A输出低电压控制第一模拟开关U203的输出引脚Y输出Y0信号即正向呼吸载波信号，当呼吸载波信号为负电压时第一比较器U202A输出高电压控制第一模拟开关U203的输出引脚Y输出Y1信号即反向后的呼吸载波信号。相对于现有技术采用二极管进行的半波整流，本实施例通过全波整流解调，充分利用呼吸载波信号正负方向里带有的信息，后续进行数据分析时具有较高的信号精度。
[0044] 参见图3，低通滤波电路123包括电阻R206和电容C200，低通滤波电路123的截止频率为18Hz。通过低通滤波，将呼吸载波信号中的高频信号滤除，得到呼吸波形信号。
[0045] 参见图4，波形基线调节电路模块140包括初级放大电路141、第二比较器142、第二模拟开关143、第一计数器144、第一电阻网络145和时钟电路146；
[0046] 初级放大电路141的两输入端分别连接解调滤波电路模块120的输出端以及第一电阻网络145的输出端，初级放大电路141的输出端连接放大电路模块130的输入端；
[0047] 第二比较器142的两输入端分别连接初级放大电路141的输出端以及基准电压信号，基准电压信号的电压值小于放大电路模块130的饱和电压；
[0048] 第二模拟开关143的控制端连接第二比较器142的输出端，第二模拟开关143的输入端连接时钟电路146的输出端，第二模拟开关143的输出端连接所述第一计数器144的时钟输入；
[0049] 第一计数器144的输出端连接第一电阻网络145的输入端。
[0050] 在具体实施时，时钟电路146可以但不限于是200Hz的PWM（PWM,Pulse Width Modulation，脉冲宽度调制）波产生电路。
[0051] 参见图4，波形基线调节电路模块140的工作原理如下：
[0052] 呼吸波形信号连接初级放大电路141的反向输入端，初级放大电路141的正向输入端连接第一电阻网络145，初级放大电路141的正向输入端电压记为偏置电压V1，初级放大电路输出电压Vo经过连接第二比较器142的正向输入端，第二比较器142的反向输入端连接一个基准电压信号，该基准电压信号设定为小于放大电路模块130的饱和电压；第二比较器142的输出接第二模拟开关143的控制管脚，第二模拟开关143的输入引脚X1连接200Hz的PWM波信号，输出连接第一计数器144的输入时钟信号（CLK）管脚。呼吸波形信号与偏置电压V1进行差分放大后，若初级放大电路141输出电压Vo高于基准电压信号时，第二比较器142输出高电平，第二模拟开关143导通输出PWM波信号，PWM波信号作为第一计数器144的CLK信号输入，在CLK信号的作用下，R5-R17依次接入电路，使偏置电压V1逐渐升高，通过设置合适电阻阻值使偏置电压升高过程更加平滑，基本无阶梯情况。随着偏置电压与呼吸波形信号电压逐渐接近，初级放大电路的输出电压Vo逐渐减小直至低于基准电压信号，第二比较器142输出低电平，第二模拟开关143断开，第一计数器的时钟信号消失，停止工作，偏置电压稳定，此时Vo电压较小，避免了放大电路模块130的饱和放大，能够对因被检测者（如新生儿）运动而出现的呼吸波形基线漂移现象进行快速自适应调节。
[0053] 本实施例中提供的一种阻抗式呼吸测量系统，高通滤波电路模块150的高通滤波截止频率为0.1Hz，能够快速滤除放大电路模块输出信号所包含的较大直流信号，保证了模数转换电路模块160不超出输入电压范围，使显示波形更加稳定。
[0054] 参见图5，微控制器处理模块170包括：
[0055] 数字波形信号获取单元171，用于获取第一数字波形信号。
[0056] 低通数字滤波单元173，用于对第一数字波形信号进行滤波，得到第二数字波形信号。
[0057] 新生儿呼吸频率比成人高，其临床公认上限为150次/秒（2.5Hz），高于成人的120次/秒（2Hz），低通数字滤波单元可以但不限于是2.8hz的3阶巴特沃斯低通滤波器，保证了新生儿测量呼吸时的波形信号无失真地通过。
[0058] 陷波器滤波单元175，用于根据获取的心动干扰的频率，对第二数字波形信号进行带通滤波，得到第三数字波形信号。
[0059] 在实施时，陷波器的频带范围可以根据心动干扰的频率来进行调节。心动干扰的频率可以由被检测者的心率值得到。被检测者的心率值可以由心率检测装置得到，该心率检测装置可以外接或内置在本实施例提供的阻抗式呼吸测量系统中。
[0060] 计算单元177，用于根据第三数字波形信号，判断被检测者的呼吸模式以及计算被检测者的呼吸率。
[0061] 本实施例提供的阻抗式呼吸测量系统，包括波形基线调节电路模块和高通滤波电路模块，监控放大电路模块的状态，当放大电路模块处于饱和放大状态时，波形基线调节电路模块调节电路放大模块的状态至非饱和放大状态，使阻抗式呼吸测量系统能够快速恢复波形基线，高通滤波电路模块，滤除放大波形信号中的直流信号，保证模数转换电路模块的输入信号不超出模数转换器的输入范围，使显示波形具有更高稳定性。
[0062] 以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。
