下载文档原格式
病人监护仪技术参数一. 监护参数标准配置参数: 心电(ECG),血压(NIBP)，血氧(SpO2)，心率(HR)/脉率（PR），呼吸（Resp，体温（Temp）可选配置: 记录仪二. 性能特点:1．整体小巧便携，锂电供电便于携带转运（续航时间长达4小时）2．多种固定安装选件，包括滚轮支架，壁挂支架3．具有血氧灌注指数，显示血氧灌注信号质量4．心率失常监测5．ECG滤波功能，在手术室中减少伪差及电刀干扰6．打印记录，可记录病人ID，日期，时间及生命体征信息7．有双向数据接口，并无偿提供，能与我院医院信息系统无缝连接8．配备USB接口，便于软件升级（并且免费）9．多种病人（成人/儿童/新生儿）类型设计，满足不同人群需要10．图标式用户交互界面，操作简便易学11．可选配条形码扫描仪12. 三年保修三．显示显示屏尺寸：8.4寸 LCD屏幕分辨率： 800X600显示通道：4 通道大字体显示界面四．电源电源类型: 内部电池，工作时间：4 小时，充电时间 < 4 小时交流电源：国标单相三线220V，频率 50/60 Hz五．安全标准防护类别：第 I 类，即内部供电设备防护等级： CF 类防除颤工作模式：连续六．性能指标6.1 心电（ECG）心率范围 15 - 300 bpm心率精度±1% 或± 5 bpm （取较大值）EASI 带宽正常监护：0.15 - 40Hz 滤波监护（手术室模式）：0.5 -20Hz 导联 3 导联显示扫描速度 12.5、 25、 50 mm/s起搏器检测在波形显示上的指示信号，用户可选心电图尺寸（灵敏度） 2.0、1.0、0.5、 0.25 cm/mV 或“自动”导联脱落情况检出并显示差分输入阻抗 > 2MΩCMRR（共模抑制比） > 86 db （有 51 KΩ /47nF 不均衡）输入信号范围±5 mV6.2 血压（NIBP）技术使用逐级放气压力的震荡计法成人/儿童测量范围收缩压 30 - 255 mmHg舒张压 15 - 220 mmHg平均压 20 - 235 mmHg脉率范围 30-240 bpm新生儿测量范围收缩压 30 - 135 mmHg舒张压 15 - 110 mmHg平均压 20 - 125 mmHg脉率范围 40 - 240 bpm血压精度± 5 mmHg脉率精度± 2 bpm 或± 2%（取较大值）初始袖带充气成人：160 mmHg儿童：140 mmHg新生儿：100 mmHg后续袖带充气比上次测得的收缩压数值高 30 毫米汞柱6.3 血氧（SPO2）SpO2 测量范围 0 - 100%脉率测量范围 30 - 300 bpm脉率精度±2% 或±1 bmp （取较大值）波长范围对于所有指定的传感器为 500 到 1000 nm最大光学输出功率对于所有指定的传感器为≤ 15mW6.4 呼吸（RESP）技术经胸的阻抗测量范围 4 - 150 次呼吸每分钟（rpm）精度•在 4 - 120 rpm 的范围内为±1 rpm•在 >120 rpm 的范围内为±2 rpm所用的心电图导联 RA 到 LL显示扫描速度 6.25、 12.5、 25 和 50 mm/s导联脱落状态检出并显示最长报警延迟实际 RR 超出报警限值之后发出呼吸报警的延迟时间取决于 RR 与限值之间的差，以及呼吸波形的强度。
２１３２０００年１０月中国医学物理学杂志Ｏｃｔ．２０００堕！！壹苎！塑垡坠！竺』壁坚婴型坚坐堂堂皇塑：坠！阻抗式呼吸监护系统的研制曾细武１．邓素恺１。
罗丽辉２（１．第一军医大学生物医学工程系．广东广州５１０５１５；２中山医科大学．广东广州５１００００摘要：研制了一种采甩单片机控制的阻抗式呼吸监护系统，它与心电监护共用一对电枉．可作为心电呼吸监护杖的一个子功能模块。
同时它也可以杜立工作。
谊阻抗式监护系统对心电、肌电等外乔干扰有较好的抑制作用．获得的呼嗄波形。
穗定性好。
具有较太的临床应用价值。
关羹词：生物阻抗；阻抗式呼吸描记击；电枉；调制解调中围分粪号：Ｒ３１８．６文献标识码：Ａ文章编号：１００５—２０２Ｘ（２０００ｊ０４—０２１３－０２前言：生物阻抗是指生物体或生物组织、器官在低于兴奋闭值的弱电流通过时所表现出的导电和介屯特征。
生物阻抗一般包括电阻、感抗和容抗三部份，感抗的作用一般很小，可忽略不计，容抗在５０～１００ｋＨｚ的高频电流作用下，对实际测量结果影响也很小．所以胸部阻抗基本上是电阻的变化。
其电阻变化与容积变化的关系．１９４０年Ｎｙｂｏｅｒ根据血管圆柱体电阻抗模型推导出来，并通过动物实验得到了证实，如（１）式：，１－，２ｄＶ＝一ＰＩ－“４－Ｉｄｚ（１）、６／其中．ｙ为圆柱体的体积．Ｐ为电阻牢，Ｌ为长度．Ｚ为阻抗。
实际上．由于人体组织的非均匀和各向异性．因此该式只是一种简单粗略的近似．它表示了圆柱形导体的体积改韭和阻抗之间的关系，当体积增大时，阻抗硪小。
有两种因索影响人体的体积变化：博动忭血流和呼吸。
而对人体阻抗的变化影响，后者比前者大一个数量缀（搏动性血流：０．１—０．２ｎ，呼吸：１—２ｎ）．因此我们可以通过阻抗来监测人体的呼吸活动。
这种测量方法．我们称之为阻抗呼吸描记法。
１系统测量原理阻抗法测量人体电阻主要有电桥法、恒流法和恒压法三种。
电桥法对皮肤处理要求较高，【ｆｉｉ且电桥平衡渊节困难；恒压法与恒流法本质一样．本仪器采用恒流法来测量胸部阻抗．对于恒流法，由式４［１－－１·凸斤知．当，恒定时，电压变化与阻抗变化成正比，因此只需测量胸吉｜；电极两端的电压即可测得胸部阻抗。
急救、生命支持类设备使用操作规程除颤仪的使用操作规程1、联接除颤仪病人导联线，开机并选择监护导联，应严密观察病人心律失常状况，准备好病人的皮肤，避开皮损及贴敷，其他监护仪器电极片的位置。
2、通过“输出能量设定”，选择合适的除颤能量。
3、根据病人情况选择 R 波同步除颤或者非同步除颤模式。
4、从除颤仪取下除颤电极，在电极表面涂以电极膏，并注意不要让电极膏涂到医生手上或者除颤电极手柄上。
5、将除颤电极按在病人正确的部位，在病人皮肤上小幅度的来回挪移电极，以增加电极与病人皮肤之间的良好接触，注意除颤电极之间不能有电极膏联接！然后保持电极静止，并施加 11－14kg 的压力。
6、按下除颤电极或者控制面板的充电按钮进行充电，等待除颤仪提示充电完成。
7、充电完成后，如果需要改变能量大小，可直接将“能量设定”开关调整到需要的数值，并等待除颤仪提示充电完成。
8、适度调节并确认电极安放的位置和施加的压力合适。
9、确认没有其它人员与病人有身体接触，没有其它可能形成电流回路的路径，如监护电极盒、导联线、床栏等，高声提醒所有人员与病人保持一定的距离。
10、同时按下除颤电极的两个“除颤”按钮，同步除颤时按下“除颤”按钮后应保持一段时间等待“R”波触发同步除颤。
11、检查打印除颤后病人心电图，确定除颤效果。
呼吸机使用操作规程开机之前必须确认呼吸机的各电源及氧气管路已连接好。
1、开机步骤（1）连接好主机上的病人呼吸管道，三叉端接上摹拟肺，确认湿化罐已加入指定的医用纯净水（注射用水）。
（2）连接交流电，确认面板电源指示灯亮。
（3）连接氧气，确认氧气压力已调节在 0.3～0.4 Mpa 范围内。
（4）打开压缩机背面带有标志的主机电源，确认前面板指示灯亮，再打开主机电源开关。
（5）根据病人病情调节呼吸机工作模式及参数。
应用模肺观察呼吸机工作情况，按照调节平稳工作数分钟后可连接病人。
（6）打开加温加湿器面板电源开关，调节适当的温度。
一种基于胸阻抗法的心功能无创检测分析仪霍威;季忠;赵云冬【摘要】目的：为了经济、快捷、全面地实现心功能的无创检测，基于胸阻抗法成功研发了一种心功能无创检测分析仪，可方便地实现胸阻抗信号、心电信号、心音信号的同步检测分析，从而实现对患者心功能的无创综合评价。
该方法无毒无创，操作简单，完全可以实现家用化普及。
方法本文首先描述了系统的硬件模块构成，说明了胸阻抗信号的采集过程。
其次，使用FPGA芯片与DDS芯片构成系统的控制与信号发生核心，指出了恒流源的精度等性能指标。
再次，指出了胸阻抗信号处理的要点，运用互感原理实现干扰信号的隔离。
最后，介绍了仪器软件功能，并展示了仪器软件实测结果。
结果通过临床试验，对胸阻抗法与超声多普勒法检测的数据结果进行t检验，结果表明二者具有一致性。
结论由于采用了先进的特征点判别方法，该设备具有较高的临床检测精度和较好的临床适用性，可满足临床心功能无创检测和评估的要求。
%Objective A kind of heart function analytical deviceis invented based on impedance cardiography method to detect heart function economically, fast and comprehensively� The device can detect and analyze ICG, ECG and PCG signals synchronously, so comprehensive noninvasive assessment of heart function in patients can be achieved�Methods This article introduces the system and main hardware modules of the device, describes the process of ICG acquisition� FPGA and DDS are used as hardware core and performance indices of the device are pointed out� Key points of signal processing are presented and the electromagnetic principle of mutual inductance is used in this part�Results By analyzing and comparing clinical data, this article indicates thatthe device can gain more accurate clinical test data and has better clinical applicability�Conclusions Because of its advanced feature points’ extraction method, this device meets the requirements of clinical examination and assessment for heart function.【期刊名称】《北京生物医学工程》【年(卷),期】2015(000)005【总页数】6页(P489-494)【关键词】胸阻抗;仪器设计;临床数据分析【作者】霍威;季忠;赵云冬【作者单位】重庆大学生物工程学院重庆 400044;重庆大学生物工程学院重庆400044;重庆大学生物工程学院重庆 400044【正文语种】中文【中图分类】R318.04胸阻抗血流图检测是运用人体阻抗测量技术检测心搏量等生理参数以反映心功能的常用方法。
麻醉监护参数的临床意义1、心电（ECG）的监护⑴心电图的形成心脏每时每刻按着一定的速率和节律跳动，心脏每次跳动之前，首先产生电激动，电激动始于窦房结，并沿心脏的特殊传导系统下传，先后兴奋心房和心室，使心脏收缩执行泵血功能。
这种先后有序的电兴奋的传播，可经人体组织传到体表，产生一系列的电位改变，并被记录下来形成心电图。
心电图反映的是心脏兴奋的产生、传播和恢复过程中的生物电变化，是心脏各部分的许多心肌细胞先后发生的电位变化的综合表现，不是由于心脏的机械收缩所产生。
⑵心电导联的概念为了记录心电，将探测电极安置于体表相隔一定距离的两点，此两点即构成一个导联，两点的连线代表导联轴，具有方向性。
⑶常用导联的种类标准肢体导联：Ⅰ导联：两个测量电极分别置于左臂和右臂；Ⅱ导联：两个测量电极分别置于右臂和左腿；Ⅲ导联：两个测量电极分别置于左臂和左腿；加压单极肢体导联： aVR、aVL、aVF；⑷正常心电图波形的临床意义P波，最早出现，幅度最小，反映心房的除极过程。
P-R间期，从P波起点到QRS波群起点的时间间隔，反映心房除极到心室除极的时间间隔，正常为0•12～0•20秒。
QRS波群，是心电图中幅度最大的波群，反映心室除极的全过程，正常为0•06～0•16秒。
S-T段，QRS波群终点到T波起点的一段。
T波，QRS波群后向上或向下的一个圆钝波，为心室复极波。
Q-T间期，QRS波群起点到T波终点，是心室开始除极到复极全部完成所需的时间。
正常人ST段光滑，凹面向上，轻度上抬或下移0•5~1mm，V1~V3导联可上抬2~3mm。
引起ST段偏移的原因为：心肌缺血、心室肥厚及劳损、药物及生理因素所致。
ST段抬高常见于：⒈斜坡型上抬：见于超急性期心肌梗塞、变异型心绞痛等；⒉凹面型向上抬：见于急性心包炎、少数超急性期心肌梗塞等；⒊弓背型抬高：见于心肌梗塞急性期、变异性心绞痛等；ST段压低的原因：⒈生理性连接点型ST段下降⒉慢性冠状动脉供血不足⒊记性心内膜下心肌梗塞继发性ST段改变：见于心室肥大、室性早搏、室性心动过速等；⒋洋地黄中毒；⑸心电（ECG）监测的临床意义心电监测分为心律（节律）监测和心率（速率）监测。
29Journal of China Prescription Drug Vol.17 No.2·综述·生物电阻抗测量技术也称为生物医学电阻抗成像技术，是一种利用生物细胞内液与细胞外液导电性检测人体组织或器官功能改变的诊疗新手段。
其理论基础是人体所含的大量细胞内液及细胞外液均具有导电性，在交流电激发下，生物组织产生复杂的电阻抗，其取决于组织组成、结构、健康状态和应用信号频率，因此生物电阻抗方法可以用于非侵入性组织表征[1]。
由于这些组织参数的阻抗响应随施加信号的频率而变化，因此在宽频带上进行的阻抗分析提供了关于组织内部的更多信息，这有助于我们更好地理解生物组织的解剖学、生理学和病理学，并且生物电阻抗测量技术具有无创、快速、相对成本低、安全、操作简便、可重复性高和反应信息丰富、易被医生和患者接受等优点，所以生物组织的电阻抗被挖掘分析，是一种用于非侵入性生理或病理学研究的有效工具。
近些年来，随着科学技术的高速发展，生物电阻抗的研究不断被深入挖掘，其技术检测的手段也不断完善和多元化，生物电阻抗测量技术已成为辅助临床诊疗中一种新兴技术并得到广泛应用。
本文主要回顾了生物电阻抗在呼吸监测、脑心肺血流图、人体成分分析、断层成像技术等不同领域的应用，并通过探讨了其中工作原理、优点和缺点、技术问题现状和未来趋势，提出电阻抗技术的发展前景。
1 生物电阻抗测量系统生物电阻抗测量技术发展几十年来，其测量办法从电桥法、调制法，发展到现在最常用的恒压或恒流源法。
而恒压或恒流源法根据检测的路数与电极的位置，可分为传统二电极法、传统四电极法、两路检测信号法（四电极）、两路检测信号（八电极）、三路检测信号（六电极）、四路检测信号（八电极）。
从频率角度，由采用单一恒定频率的电流通过生物组织进行测量的单频率测量方法，发展到输入不同频率的电流或电压而进行的多频率测量方法。
生物电阻抗的测量在不同的频段测量方法不同，测量人体的不同部位时方法也不尽相同，但总体测量结构大致如图1。
多参数监护仪各种参数注意事项对小儿、新生儿血压测量时，禁用成人模式，否则会因充气压过高造成损害，严重时可引起肢体坏死心电：1、心率(HR)：2、呼吸/呼吸率(RESP)：定义：心脏每分钟跳动的次数定义：肺部每分钟呼气和吸气的总周期数1、由于心率值的计算市根据心电波形来的，如果心电波形的质量不好，将直接导致计算失误。
有可能出现加倍或减半现象，影响心电信号质量和测算的因素有：1）、电极片的质量。
一般电极片开包后应尽量在一到两个月内使用完，否则导电糊或凝胶干了，电阻增大，将影响导电性能，从而影响心电信号的质量。
2）、电极片贴的位置。
电极片的贴法应尽量按说明书的要求去贴，（胸二肋三）尽量贴在肌肉层薄的地方，白色与红色电极成对角位置。
对于作胸前手术的患者，可贴于四肢或背部，这时呼吸没有参考价值；如电极片粘贴正确而心电波形不准确，则要更换导联。
3）患者如穿的是化纤衣物，则会产生静电干扰，影响心电波形质量。
4）、患者心电波形异常时，如 T 波高大，有可能会出现将 T 波当作 R 波检测，导致测算失误，此时，尽量移动红色电极的位置，或选择其他导联观察。
5）、心率测算是瞬时值，是跳-跳间的变化，和脉率不同，脉率是平均值。
心率变化明显比脉率变化大，不能用号脉的数值校验心率值。
这是不科学的。
6）、电源系统的影响。
仪器要求电源为三相交流电，但一般医院都是二相电，如果和其他设备尤其是功率较大的设备一起使用时，由电源串入的干扰可能对仪器产生影响，有条件的话尽量接好地线。
3、本仪器呼吸的测量采用的是胸阻抗式的原理，呼吸波信号由心电导联线的白色和红色电极提供，对角安放白色和红色电极以便获得最佳的呼吸波形，从而获得准确的呼吸率。
应避免将肝区和心室处于呼吸电极的连线上，这样就可避免心脏覆盖或动脉血流产生的为差，这对于新生儿特别重要。
如果电极位置不合适，胸阻抗变化太小，波形起伏不明显，将直接影响呼吸率的计算，此时可改变电极片的位置，也可改变呼吸波的增益。
无创血流动力学监测（胸腔阻抗法）在危重病临床中的应用发布:2009-4-27 14:05 | 作者:ark | 来源:本站| 查看:57次| 字号: 小中大沈洪王亚生关键词：无创血流动力学监测；胸腔阻抗法；危重病无创血流动力学监测系统采用胸腔阻抗法的基本原理，为连续监测血流动力学的监测和对心脏功能进行评价提供了一种新的方法。
20世纪60年代末期Kubicek基于Nyboer理论，提出了根据胸腔阻抗微分图（dz/dt）测定“每搏输出量”（SV）的线性计算公式，既Kubicek公式。
80年代我国也曾推广应用过胸腔阻抗法的“无创心功能仪”，但受当时相关领域技术发展水平的限制，在“测量模型”、“信号处理技术”、“特征点测定”以及“计算公式”等方面存在着许多缺陷和不足，使当时检测设备普遍存在着可靠性差、操作复杂、不能连续监测、适用范围有限等问题。
为了使胸腔阻抗法更适用于临床，许多欧美专家学者对Kubicek法进行改进。
美国学者Sramek提出了Kubicek法的修正公式，在信号处理方面应用了“叠加平均法”，在适用范围、准确性和可靠性等方面有了较大的进步。
20世纪90年代末期，胸腔阻抗法血流动力学监测技术获得了突破性进展，大量的临床实践表明，这种方法已达到了准确可靠、适合临床应用的阶段。
一、胸腔阻抗法的基本原理1、胸腔阻抗的构成生物组织的阻抗会随着相应的体积变化而变化，且成反比关系。
在胸腔内，随着心脏的收缩与舒张，主动脉的容积随血流量变化而变化，故其阻抗也血流量变化而变化。
心脏射血时，左心室内的血液迅速流入主动脉，主动脉血容量增加，体积增大，阻抗减小；当心脏舒张时，主动脉弹性回缩血容量减少，体积减小，阻抗增大。
因此，胸腔阻抗将随着心脏的收缩与舒张发生搏动性变化。
2、胸腔阻抗法的基本原理在胸腔体表加上低幅高频的恒定电流I（电流的大小不会因阻抗变化而改变）如下图。
因主动脉充满血液、电传导性最好，是胸腔内电信号传导的最短路径，故电流透过汗腺沿着脊柱方向在主动脉内传导。
经胸阻抗测量的患者监护
患者监护仪测量并显示所连接的患者的各种生命体征。
感兴趣的主要特征是病人的心电图（ECG）信号，但关心和重视其他参数包括体温，血压和呼吸率。
本文介绍了基于胸阻抗呼吸测量的性质。
呼吸系统通过呼吸提供我们的血液中有充足的氧气。
在人体的所有细胞需要氧气才能存活，生长，并把食物转化为能量。
当我们呼吸，我们吸入氧气和呼气时的二氧化碳和水蒸汽作为副产物的细胞呼吸。
呼吸是，大多数情况下的自主神经系统，它煽动收缩和隔膜的松弛和周围的肺部肌肉控制的不自主和通常毫不费力过程。
这种收缩和舒张产生有节奏的呼吸频率和模式。
轻松呼吸是恒定的，偶尔打哈欠或感叹穿插。
在静止状态下，只有灵感的肌肉都在使用，用呼气通常是因为肺部吸入拉伸后反弹一个被动的过程。
1
正常呼吸取决于多种因素，如年龄，健康水平和应力水平; 且通常为以恒定的速率和体积。
为新生儿呼吸摄入可能是在每分钟30到60次呼吸的范围内，而对于成人正常呼吸速率可能是在同一分钟时间帧大约12到20次，压力，疾病，和活性增加水平。
更轻松的使用呼吸技巧个人或冥想状态可能会实现利率低至每分钟只有三到五个呼吸。
在医院环境中，脉搏，血压，体温，呼吸和意识水平的生理观察给医生和护士与患者的健康及时的信息。
这些参数中，呼吸速率，提供了有关病人的痛苦或呼吸系统问题的重要信息的重要生命体征，有时也未得到充分利用。
3,4不正常的呼吸频率（超过该表1所示），改变呼吸节律，或者更费力的呼吸可能表明一些生理不稳定，可能有助于在心脏问题的风险，如CHF（慢性心脏衰竭），以确定患者。
五
于确定患者的呼吸率的关键是测量胸腔，其与每个吸气和呼气而变化的变化阻抗。
阻抗随着患者吸气并且随着他所呼出。
设计成检测该阻抗基于变化的阻抗的电路呼吸描单元，提供通过在一对电极驱动到患者的高频差分电流。
阻抗变化中，可以在相同的电极（2线呼吸测量）来测量，或在不同的一对电极（4线呼吸测量）对应的电压变化引起的呼吸的结果。
实现最佳呼吸测量可以在很大程度上取决于患者位置。
例如，如果病人睡觉或于躺卧位置中，呼吸趋于在腹部区域; 所以，导联II或III铅可能提供最佳的2
线测量。
可替换地，如果患者处于直立位置时，更好的信号可能是可在导联I
电极对。
此外，压力往往使我们呼吸只有在我们的上胸部，所以铅II或III铅可能仍是我们之间的平静个人合适的选择。
设计为多路不同对电极A呼吸电路将确保全覆盖这样的最佳呼吸测量可以被捕获。
图1.物理电极放置于肢体导联和引线配置。
驱动电路
典型的布置包括一个驱动器 - 测量电路的。
驱动部可以是DDS或DAC，可提供以编程的频率的两个异相交流耦合的电流到所述一对电极。
的电流被驱动到使用串联电阻器和电容器的患者。
AC耦合用来从直流患者隔离，减轻周围向患者供给共模电压的任何问题。
的交流耦合电容的值决定的电流幅度。
较大的电容值增加在较大的电压差，可以增加信噪比的驱动电流，其结果。
图2示出表示呼吸驱动器和测量电路的典型信号链。
图2.典型的信号链为阻抗呼吸测量，显示驱动器和测量路径。
医疗标准规定了可以安全地注入患者体内，开始于50个μArms的从直流到1 kHz 的最大允许电流。
容许电流双打在频率每增加一倍，在100kHz时提高到1毫安，然后趋于平缓。
如果呼吸功能共享相同的电极的ECG电路，则患者辅助电流限制为直流10μA。
驱动频率通常高于20kHz的，作为皮肤 - 电极阻抗由约100从低的值的频率的增加高达100千赫的因子减小。
高于100kHz的频率是不常见的呼吸为驱动器，如杂散电容可能难以控制和干扰诸如外科设备成为问题。
图3.患者皮肤阻抗与频率的关系6。
载体电极之间的阻抗是电缆电阻的总和，包括任何存在于每个电极除颤保护电阻器（R电缆通常为1千欧到10kΩ，更大一些电缆），电极 - 皮肤界面阻抗（50 Ω700 Ω），和所述主体“S上的电极之间的本体 - 组织阻抗（R胸椎约100 Ω500 Ω）。
在这些大的静态阻抗的存在，测量电路必须解决呼吸（ΔR通常为0.2期间发生在身体阻抗小的子欧姆变化Ω 5 Ω峰峰值）。
图4示出沿该路径到患者分布有贡献的阻抗。
图4.阻抗路径对患者包括驱动器组件。
测量电路
此电路的测量部分包括高通滤波，放大，抗混叠，模拟到数字转换，以及同步解调在数字域，如在图2中示出的获取的信号是幅度调制的载波以驱动频率，与呼吸频率的浅调制包络。
图5显示了这可能看起来像在时域。
载波调制小，将严格的限制上的最大可能的信号的贡献的噪声源和迫使创建。
载体和呼吸包络的大小依赖于由驱动电路，胸静态和动态的呼吸阻抗的值，并且驱动器电路的输出端之间的总电阻中产生的电压。
测量分辨率是由可用的信噪比限制。
如已经讨论的，胸腔的电阻抗呼吸过程中变化，与周围高达10千欧姆（在驱动器和返回路径总计电缆阻抗）的基线约0.2Ω的变化。
这产生大约2μV从300毫伏的信号变化的，所以无论是非常高的分辨率的ADC或需要过采样。
图5.调制包络对应呼吸频率。
与皮肤，形成一个简单的电池接触电极，可以呈现出高达300毫伏每个半电池电势。
高通滤波器去除DC信号分量，并且允许更多的交流增益。
抗锯齿之后，ADC 数字化信号。
数字化信号被通过信号发生器的I和Q相位相乘，并且结果被低通滤波，以获得同相和与所述信号发生器正交信号分量的幅度。
由于呼吸发生在低频率下，这些低通滤波器可以具有在几十赫兹范围的截止频率。
的IQ信号可以被转换为幅值相形式，或者用于进一步过滤，呼吸率提取和分析主处理器直接使用。
ADI公司ADAS1000解决涉及设计呼吸测量电路中的许多挑战。
这种芯片，主要是一个多通道的ECG前端，还提供了两个驱动和测量功能的完整呼吸回路。
所述ADAS1000提供了灵活的呼吸装置，允许驱动器和测量跨不同的路径被切换（导联I，II铅，和铅III），以确保最佳的呼吸信号可被检测。
它还支持如图6所示，以提供比可能通过ECG电缆可能更大的驱动分离呼吸“驱动器”和“接收”的路径，的选择。
这可以是用于运动期间测量呼吸，当测量可以从驱动一组电极和测量的另一个好处是有用的。
图6. ADAS1000显示灵活切换呼吸。
当需要较高的分辨率（<0.2Ω）4线/电极测量可以显著增强箱子的整体分辨率。
注入与外部驱动电容器导联I阻抗载体和测量上的不同的一组电极，例如相对于RL LL呼吸信号，给人以解决阻抗的低得多的水平的能力。
其它构造可以采取其它电极组合的优势。
结论
病人呼吸测量是由医疗保健专家与其他重要的生命体征使用的关键参数。
本文所定义的兴趣，一个方案，信号测量这个重要标志。
最近发布的ADAS1000提供了一个集成的解决方案，以测量不仅ECG信号，但呼吸为好，增加价值，简化的生命体征监控设备的设计。
参考电路
1谢尔顿，百灵。
“呼吸频率和模式”。
临床方法：历史，物理和实验室检查。
3RD版。
波士顿：巴特沃斯，1990年。
2史迪威，苏珊。
莫斯的重症监护护理参考。
2ND版。
莫斯，1996年。
3贝洛莫R.，陈J.，Finfer S.，Cretikos M.，Flabouris A.，希尔曼K.“呼吸率：被忽视的生命体征”。
澳大利亚医学杂志，2007年12月的。
4霍根，J.“为什么不护士监测患者的呼吸频率？”考研，2006年。
五Fieselmann JF，Hendryx MS，赫尔姆斯CM，等。
“呼吸率预测为内科患者心跳呼吸骤停”。
考研，1993年。
6罗塞尔，哈维尔。
生物医学工程IEEE交易“从1赫兹到1 MHz皮肤阻抗”。
卷。
35，第8期，1988年。
作者
凯瑟琳·雷德蒙
凯瑟琳·雷德蒙是ADI公司的应用工程师，工作地点为爱尔兰利默里克。
自2005年加入ADI公司以来，她为自动化测试设备专用精密DAC提供支持，在工业市场领域积累了宝贵的经验，目前专注于精密ADC产品工作，负责ADAS1000 ECG前端应用。
她毕业于科克理工学院，获电气工程学学士学位。
毕业后一直在ADI 公司从事应用工作。
