CN104706360A - 呼吸监测装置及方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种呼吸监测装置，包括：腹部呼吸传感器，用于贴设于患者的腹部并将患者的腹部运动转换成压力信号；第一级放大电路，用于对压力信号进行第一级放大处理后输出；调制电路，用于隔离压力信号中的直流信号并将吸气信号调制成逐渐变大的正信号、将呼气信号调制成逐渐变小的负信号，或将吸气信号调制成逐渐变小的负信号、将呼气信号调制成逐渐变大的正信号；第二级放大电路，用于生成基准信号，并对压力信号进行第二级放大处理后叠加在基准信号上输出；控制电路，用于根据基准信号识别压力信号中的吸气信号以及呼气信号并进行计时后计算患者的呼吸率。上述呼吸监测装置不会给患者造成损伤且测量精准度高。本发明还提供一种呼吸监测方法。

Description

呼吸监测装置及方法

技术领域

本发明涉及医疗设备技术领域，特别是涉及一种呼吸监测装置及方法。

背景技术

在医疗过程中经常需要使用呼吸监测装置及方法来对患者的呼吸进行监测，从而了解患者的呼吸状态。呼吸监测装置及方法在监护仪和呼吸机中的使用最为常见。传统的呼吸监测方法主要有胸阻抗法、二氧化碳检测法、热敏法以及呼吸机流量监测呼吸方法等。临床监护仪中应用较多的为胸阻抗法和二氧化碳检测法。

二氧化碳法检测呼吸需要增加额外的气路管道或者面罩来连接患者口鼻部位，增加了患者身上的连接线，成本较高且较为复杂，舒适性较差，会对新生儿鼻腔造成损伤，不适于对新生儿的呼吸监测。并且，在NICU(Neonatal IntensiveCare Unit，新生儿监护病房)中的新生儿经鼻呼吸机中，呼吸机与新生儿只有经鼻气路连接，新生儿嘴巴张开时会存在漏气，漏气问题较严重，CO2模块不能全部监测到新生儿呼出的CO2气体，造成数据监测不可靠。

胸阻抗法稳定性较差，在病人运动时呼吸波形基线会出现漂移的情况。而新生儿经常运动，容易出现呼吸基线漂移后不能回复的情况。并且，大部分新生儿采用的是胸腹式呼吸(通过胸腔和腹腔同时作用进行呼吸)，采用胸阻抗法进行呼吸检测则会出现检测偏差，不能有效用于新生儿的呼吸检测。

呼吸机流量监测呼吸方法，需要监测到吸入、呼出的流速波形才能可靠地计算出呼吸率。为了可靠地监测呼吸，常常通过气管插管或面罩的方式进行通气。这种方式在经鼻无创通气呼吸机不能可靠监测呼吸(嘴因胃管插管等会导致漏气)。而且经鼻无创呼吸机考虑到对新生儿鼻腔的损伤，采用的是轻小单呼吸管路，只监测吸气流速并不监测呼气流速波形，因此该方法并不适用于经鼻无创呼吸机中。再者，呼吸机流量监测呼吸方法需要双呼吸管路和流量传感器，会增重新生儿鼻腔的负重，导致鼻腔损伤。

发明内容

基于此，有必要针对上述问题，提供一种不会给患者造成损伤且测量精准度较高的呼吸监测装置。

还提供了一种呼吸监测方法。

一种呼吸监测装置，包括：腹部呼吸传感器，用于贴设于患者的腹部并将所述患者的腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集；所述压力信号随腹部的凸起而增大形成吸气信号，所述压力信号随腹部的收缩而减小形成呼气信号；第一级放大电路，与所述腹部呼吸传感器连接，用于对所述压力信号进行第一级放大处理后输出；调制电路，与所述第一级放大电路连接，用于隔离所述压力信号中的直流信号并将所述吸气信号调制成逐渐变大的正信号、将所述呼气信号调制成逐渐变小的负信号，或将所述吸气信号调制成逐渐变小的负信号、将所述呼气信号调制成逐渐变大的正信号；第二级放大电路，与所述调制电路连接，用于对调制后的压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号上后输出；所述第二级放大电路还用于生成所述基准信号后输出；以及控制电路，与所述第二级放大电路连接，用于根据所述基准信号识别所述压力信号中的吸气信号以及呼气信号并进行计时后计算患者的呼吸率。

在其中一个实施例中，还包括压力传感器，连接于所述腹部呼吸传感器和所述第一级放大电路之间；所述压力传感器用于将所述压力信号转换为电压信号，所述吸气信号和呼气信号是电压信号。

在其中一个实施例中，所述第一级放大电路包括第一至第三运算放大器、第一至第六电阻以及第一电容；所述第一运算放大器的同相输入端串联第一电容后与所述第二运算放大器的同相输入端连接；所述第一运算放大器的同相输入端和所述第二运算放大器的同相输入端还分别与所述腹部呼吸传感器的输出端连接；所述第一运算放大器的反相输入端串联第一电阻后与所述第二运算放大器的反相输入端连接；所述第一运算放大器的反相输入端还串联第二电阻后与所述第一运算放大器的输出端连接；所述第一运算放大器的输出端串联第四电阻后与第三运算放大器的同相输入端连接；所述第二运算放大器的反相输入端还串联第三电阻后与所述第二运算放大器的输出端连接；所述第二运算放大器的输出端串联第五电阻后与所述第三运算放大器的反相输入端连接；所述第三运算放大器的反相输入端还串联第六电阻后与所述第三运算放大器的输出端连接；所述第三运算放大器的输出端与所述控制电路连接。

在其中一个实施例中，所述调制电路包括调制电容和调制电阻；所述调制电容一端与所述第一级放大电路的输出端连接，另一端则分别与所述调制电阻、所述第二级放大电路连接；所述调制电阻的另一端接地。

在其中一个实施例中，还包括基准信号校零电路，分别与所述调制电路、所述第二级放大电路以及所述控制电路连接；所述基准信号校零电路用于在所述控制电路的控制下将所述第二级放大电路的输入端置零从而对所述第二级放大电路输出的基准信号进行校准。

在其中一个实施例中，还包括模块在位监测电路，与所述控制电路连接，用于监测腹部呼吸传感器是否正确连接。

在其中一个实施例中，还包括呼吸指示电路，与所述控制电路连接，用于在所述控制电路的控制下对患者的呼吸状态进行指示。

一种呼吸监测方法，包括以下步骤：将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集；所述压力信号随腹部的凸起而增大形成吸气信号，所述压力信号随腹部的收缩而减小形成呼气信号；对所述压力信号进行第一级放大处理；对所述压力信号进行调制处理；将所述吸气信号调制成逐渐变大的正信号、将所述呼气信号调制成逐渐变小的负信号，或将所述吸气信号调制成逐渐变小的负信号、将所述呼气信号调制成逐渐变大的正信号；对调制后的压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号上后输出；根据所述基准信号识别所述压力信号中的吸气信号以及呼气信号并进行计时后计算患者的呼吸率。

在其中一个实施例中，所述将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集的步骤之前还包括步骤：校准所述基准信号。

在其中一个实施例中，所述将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集的步骤之前还包括步骤：监测所述腹部呼吸传感器是否正确连接；若是，则执行所述将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集的步骤。

上述呼吸监测装置及方法，通过贴设于患者腹部的腹部呼吸传感器来实现对呼吸信号的采集，采集过程中不会对患者造成损伤。调制电路能够将采集过程形成的压力信号中的直流信号进行隔离并将吸气信号、呼气信号调制成相位相反的正负信号后通过第二级放大电路进行第二级放大并叠加在基准信号上后输出。因此只需要根据基准信号即可对吸气信号以及呼气信号进行精准识别后进行计时并计算患者的呼吸率。同时，通过第一级放大电路以及第二级放大电路的放大处理，可以进一步提高吸气信号、呼气信号的识别精度，从而提高了呼吸监测的过程的精准度。

附图说明

图1为一实施例中的呼吸监测装置的结构框图；

图2为图1所示的呼吸监测装置中的第一级放大电路的电路原理图；

图3为图1所示的呼吸监测装置中的调制电路的电路原理图；

图4为图1所示的呼吸监测装置中的第二级放大电路处理后的压力信号；

图5为图1所示的呼吸监测装置中的第二级放大电路的电路原理图；

图6为另一实施例中的呼吸监测装置的结构框图；

图7为图6所示的呼吸监测装置的滤波电路的电路原理图；

图8为图6所示的呼吸监测装置的基准信号校零电路的电路原理图；

图9为图6所示的呼吸监测装置的模块在位监测电路的电路原理图；

图10为一实施例中的呼吸监测方法的流程图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

一种呼吸监测装置，用于对患者的呼吸状态进行监测。图1为一实施例中的呼吸监测装置的结构框图，包括腹部呼吸传感器110、第一级放大电路120、调制电路130、第二级放大电路140以及控制电路150。腹部呼吸传感器110、第一级放大电路120、所述调制电路130、所述第二级放大电路140以及所述控制电路150顺次连接。

腹部呼吸传感器110用于对呼吸信号进行采集。具体地，腹部呼吸传感器110贴设于患者的腹部，从而将患者的腹部运动转换成压力信号后输出。在本实施例中，腹部呼吸传感器110包括弹性海绵气囊，气囊里面充满了气体，并用海绵填充，确保气囊被压后能恢复。腹部呼吸传感器110贴设于患者如新生儿的腹部，患者呼吸时腹部会伴随着起伏运动，腹部起伏运动挤压腹部呼吸传感器110，从而将腹部运动转换为气体压力变化形成0至5cmH2O的压力信号。压力信号在吸气时随腹部的凸起而增大从而形成吸气信号；压力信号在呼气时随腹部的收缩而减小从而形成呼气信号。采用腹部呼吸传感器110监测患者特别是新生儿的呼吸状态，不会损伤患者的鼻腔，安装方便、简易、结构简单且成本较低，能够适用于经鼻无创呼吸机中，有效解决了传统呼吸机流量监测呼吸装置不能适用于经鼻无创呼吸机中的问题。

第一级放大电路120用于腹部呼吸传感器110输出的压力信号。第一级放大电路120用于对压力信号进行第一级放大后输出。第一级放大电路120的电路原理如图2所示。第一级放大电路120包括第一运算放大器U1A、第二运算放大器U1B、第三运算放大器U1C、第一电阻R1至第六电阻R6以及第一电容C1。第一运算放大器U1A的同相输入端串联第一电容C1后与第二运算放大器U1B的同相输入端连接。第一运算放大器U1A的同相输入端和第二运算放大器U1B的同相输入端还分别与腹部呼吸传感器110的输出端连接。第一运算放大器U1A的反相输入端串联第一电阻R1后与第二运算放大器U1B的反相输入端连接。第一运算放大器U1A的反相输入端还串联第二电阻R2后与第一运算放大器U1A的输出端连接。第一运算放大器U1A的输出端串联第四电阻R4后与第三运算放大器U1C的同相输入端连接。第二运算放大器U1B的反相输入端还串联第三电阻R3后与第二运算放大器U1B的输出端连接。第二运算放大器U1B的输出端串联第五电阻R5后与第三运算放大器U1C的反相输入端连接。第三运算放大器U1C的反相输入端还串联第六电阻R6后与第三运算放大器U1C的输出端连接。第三运算放大器U1C的输出端与控制电路150连接。在本实施例中，第一级放大电路120还与第二级放大电路140连接，用于接收第二级放大电路140输出的基准信号REF以提高第一级放大电路120的输出信号。具体地，第三运算放大器U1C的同相输入端还串联第七电阻R7后与第二级放大电路140连接，用于接收基准信号REF。

在本实施例中，第一级放大电路120采用三个型号为TLV2264AID的运算放大器U1A、U1B以及U1C组成仪表运放，可以将压力信号放大1500倍，具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、温度稳定性好、放大频带宽以及噪声系数小的优点。

调制电路130用于将第一级放大电路120进行第一级放大后的压力信号中的直流信号进行隔离。调制电路130还用于对压力信号中的吸气信号以及呼气信号进行调制，将二者调制成相位相反的正负信号后输出。在本实施例中，调制电路130将压力信号中的吸气信号调制成逐渐变大的正信号，并将压力信号中的呼气信号调制成逐渐变小的负信号。在其他的实施例中，调制电路130还用于将压力信号中的吸气信号调制成逐渐变小的负信号，并将压力信号中的呼气信号调制成逐渐变大的正信号。调制后的压力信号中的呼气信号和吸气信号的相位相反，特征清晰明确，有利于对吸气相以及呼气相的精准识别，能够避免腹部呼吸传感器110贴的过紧或者温度等因素导致呼吸基准信号漂移、不确定而引起对呼吸状态的误判。

图3为一实施例中的调制电路130的电路原理图。调制电路130包括调制电阻R8以及调制电容C2。调制电容C2一端与第一级放大电路120的输出端连接，用于接收其输出的压力信号。调制电容C2的另一端则分别与电阻R8以及第二级放大电路140的输入端连接。电阻R8的另一端接地。调制电容C1能够将压力信号中的直流信号进行隔离，仅通过变化的压力信号，并且在压力信号增大(即吸气信号)时输出逐渐增大的正电压，并在压力信号减小(即呼气信号)时输出逐渐减小的负电压，从而使得吸气信号和呼气信号的特征明显清晰，易于识别。

第二级放大电路140用于对调制后的压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号REF上后输出，以及生成基准信号REF。在本实施例中，第二级放大电路140选用集成仪表运算放大器AD623，其具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、温度稳定性好、放大频带宽以及噪声系数小的优点，能够将压力信号放大33.33倍。第二级放大电路140形成电压为1V的基准信号REF并输出，以提供恒定的基准信号。图4为经过第二级放大电路140处理后的压力信号，其吸气信号波形和呼气信号波形分别位于基准信号两侧，特征明显易于识别。第二级放大电路140的电路原理如图5所示。

控制电路150用于接收第二级放大电路140输出的压力信号，并根据基准信号REF对压力信号中的吸气信号、呼气信号进行识别并计时，从而实现对患者的呼吸率的计算。在本实施例中，控制电路150会将大于基准信号的信号识别为吸气信号，并将小于基准信号的信号识别为呼气信号。控制电路150分别对吸气信号以及呼气信号进行计时后计算呼吸率，从而对患者的呼吸状态进行监测。

上述呼吸监测装置，通过贴设于患者腹部的腹部呼吸传感器110来实现对呼吸信号的采集，采集过程中不会对患者造成损伤。调制电路130能够将采集过程形成的压力信号中的直流信号进行隔离并将吸气信号、呼气信号调制成相位相反的正负信号后通过第二级放大电路140进行第二级放大并叠加在基准信号REF上后输出。因此只需要根据基准信号REF即可对吸气信号以及呼气信号进行精准识别后进行计时并计算患者的呼吸率。同时，通过第一级放大电路120以及第二级放大电路140的放大处理，可以进一步提高吸气信号、呼气信号的识别精度，从而提高了呼吸监测的过程的精准度。

图6为另一实施例中的呼吸监测装置的结构框图，其包括腹部呼吸传感器202、压力传感器204、第一级放大电路206、调制电路208、第二级放大电路210、滤波电路212、控制电路214、基准信号校零电路216、模块在位监测电路218以及呼吸指示电路220。腹部呼吸传感器202、压力传感器204、第一级放大电路206、调制电路208、第二级放大电路210、滤波电路212以及控制电路214顺次连接。基准信号校零电路216分别与调制电路208、第二级放大电路210以及控制电路214连接。模块在位监测电路218、呼吸指示电路220分别与控制电路214连接。其中，腹部呼吸传感器202、第一级放大电路206、调制电路208、第二级放大电路210以及控制电路214在前述实施例中已经介绍，此处不赘述。

压力传感器204用于将腹部呼吸传感器202形成的压力信号转换为电压信号后输出，即形成的吸气信号以及呼气信号为电压信号。压力传感器选择26PCSMT系列压力传感器，具有体积小、精度高、稳定性好的特点。该压力传感器的压力量程为1Psi(1psi＝6.895kPa)，满量程最小值为14.7mV，典型值为16.7mV，最大值为18.7mV，供电电压典型值为10V，最大值为16V。

滤波电路212采用二阶低通滤波电路，用于对传输的压力信号进行滤波处理，滤掉干扰信号噪声的影响，其电路原理如图7所示。

基准信号校零电路216用于在控制电路214的控制下将第二级放大电路210的输入端置零从而对第二级放大电路输出的基准信号REF进行校准。基准信号校零电路216的电路原理如图8所示。基准信号校零电路216包括MOS管Q1、电阻R12以及电阻R13。MOS管Q1的栅极串联R12后与控制电路214连接，用于接收控制电路214输出的校准命令CALI_BASE_LINE。MOS管Q1的栅极连接电阻R13后与MOS管Q1的源极连接后接地。MOS管Q1的漏极则连接于调制电路208和第二级放大电路210之间。基准信号较零电路216中的MOS管Q1在校准命令CALI_BASE_LINE的控制下导通，将第二级放大电路210的输入信号置零，使得第二级放大电路210输出信号为1V的基准信号。基准信号校零电路216能够实现电路器件和电源参考电压的一致性，解决了系统压力传感器、电路、参考电压漂移、不一致的问题，提高了呼吸监测精度、可靠性和呼吸基线的适应性。

模块在位监测电路218用于监测腹部呼吸传感器202是否正确连接。由于腹部呼吸传感器202贴设于患者腹部，需要外置呼吸采集盒延伸以靠近患者。采集盒连接于主机前面板上。模块在位监测电路218能够对腹部呼吸传感器202的拔插进行识别。具体地，模块在位监测电路218通过引用采集盒的地作为在位信号监测来确定腹部呼吸传感器202是否连接。控制电路214仅在呼吸传感器202正确连接后才能进行呼吸率计算，提高呼吸监测的可靠性。图9为模块在位监测电路218的电路原理图。

呼吸指示电路220用于在控制电路214的控制下对患者的呼吸状态进行指示。呼吸指示电路220包括LED指示灯。具体地，呼吸指示电路220设置于采集盒上，由控制电路214控制LED指示灯显示吸气信号和呼气信号。在本实施例中，当病人吸气时，LED指示灯亮；当病人呼气时，LED指示灯熄灭。LED指示灯有利于临床医护人员观察患者尤其是新生儿的呼吸情况，简单直观。

本发明还提供了一种呼吸监测方法，图10为一实施例中的呼吸监测方法的流程图，包括以下步骤。

S110，将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集。

采集得到的压力信号在吸气时随腹部的凸起而增大形成吸气信号，在呼气时随腹部的收缩而减小形成呼气信号。

S120，对压力信号进行第一级放大处理。

第一级放大电路对压力信号进行第一级放大处理。在本实施例中，第一级放大电路采用三个型号为TLV2264AID的运算放大器U1A、U1B以及U1C组成仪表运放，可以将压力信号放大1500倍，具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、温度稳定性好、放大频带宽以及噪声系数小的优点。在本实施例中，第二级放大电路会形成基准信号并输出给第一级放大电路，从而提高第一级放大电路的输出信号。

S130，对压力信号进行调制处理。

在本实施例中，调制电路将压力信号中的吸气信号调制成逐渐变大的正信号，并将压力信号中的呼气信号调制成逐渐变小的负信号。在其他的实施例中，调制电路还用于将压力信号中的吸气信号调制成逐渐变小的负信号，并将压力信号中的呼气信号调制成逐渐变大的正。调制后的压力信号中的呼吸信号和吸气信号的特征清晰明确，有利于对吸气相以及呼气相的精准识别，能够避免腹部呼吸传感器贴的过紧或者温度等因素导致呼吸基准信号漂移、不确定而引起对呼吸状态的误判。

S140，对调制后的压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号上。

在本实施例中，通过第二级放大电路对压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号上后输出。第二级放大电路选用集成仪表运算放大器AD623，其具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、温度稳定性好、放大频带宽以及噪声系数小的优点，能够将压力信号放大33.33倍，有利于提高呼吸相识别的精准度。经过处理后的压力信号，其吸气信号波形和呼气信号波形分别位于基准信号两侧，特征明显易于识别。

S150，根据基准信号识别压力信号中的吸气信号以及呼气信号并进行计时后计算患者的呼吸率。

控制电路会将大于基准信号的信号识别为吸气信号，并将小于基准信号的信号识别为呼气信号，并分别进行计时后计算呼吸率，从而对患者的呼吸状态进行监测。

上述呼吸监测方法，通过贴设于患者腹部的腹部呼吸传感器来实现对呼吸信号的采集，采集过程中不会对患者造成损伤。调制电路能够将采集过程形成的压力信号中的直流信号进行隔离并将吸气信号、呼气信号调制成相位相反的正负信号后通过第二级放大电路进行第二级放大并叠加在基准信号上后输出。因此只需要根据基准信号即可对吸气信号以及呼气信号进行精准识别后进行计时并计算患者的呼吸率。同时，通过第一级放大电路以及第二级放大电路的放大处理，可以进一步提高吸气信号、呼气信号的识别精度，从而提高了呼吸监测的过程的精准度。

在另一实施例中，在步骤S110之前还包括步骤：校准基准信号。考虑到电路器件和电源参考电压的一致性，需要通过基准信号校零电路对基准信号进行校准。通过对基准信号进行校准解决了系统压力传感器、电路、参考电压漂移、不一致的问题，提高了呼吸监测精度、可靠性和呼吸基线的适应性。

在另一实施例中，在步骤S110之前还包括步骤：监测腹部呼吸传感器是否正确连接，若是则执行步骤S110，否则发出报警信号，提示医护人员腹部呼吸传感器未正常接入，以提高系统的可靠性。

以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

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。

Claims (10)

1.一种呼吸监测装置，其特征在于，包括：

腹部呼吸传感器，用于贴设于患者的腹部并将所述患者的腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集；所述压力信号随腹部的凸起而增大形成吸气信号，所述压力信号随腹部的收缩而减小形成呼气信号；

第一级放大电路，与所述腹部呼吸传感器连接，用于对所述压力信号进行第一级放大处理后输出；

调制电路，与所述第一级放大电路连接，用于隔离所述压力信号中的直流信号并将所述吸气信号调制成逐渐变大的正信号、将所述呼气信号调制成逐渐变小的负信号，或将所述吸气信号调制成逐渐变小的负信号、将所述呼气信号调制成逐渐变大的正信号；

第二级放大电路，与所述调制电路连接，用于对调制后的压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号上后输出；所述第二级放大电路还用于生成所述基准信号后输出；以及

控制电路，与所述第二级放大电路连接，用于根据所述基准信号识别所述压力信号中的吸气信号以及呼气信号并进行计时后计算患者的呼吸率。

2.根据权利要求1所述的呼吸监测装置，其特征在于，还包括压力传感器，连接于所述腹部呼吸传感器和所述第一级放大电路之间；所述压力传感器用于将所述压力信号转换为电压信号，所述吸气信号和呼气信号是电压信号。

3.根据权利要求1所述的呼吸监测装置，其特征在于，所述第一级放大电路包括第一至第三运算放大器、第一至第六电阻以及第一电容；所述第一运算放大器的同相输入端串联第一电容后与所述第二运算放大器的同相输入端连接；所述第一运算放大器的同相输入端和所述第二运算放大器的同相输入端还分别与所述腹部呼吸传感器的输出端连接；所述第一运算放大器的反相输入端串联第一电阻后与所述第二运算放大器的反相输入端连接；所述第一运算放大器的反相输入端还串联第二电阻后与所述第一运算放大器的输出端连接；所述第一运算放大器的输出端串联第四电阻后与第三运算放大器的同相输入端连接；所述第二运算放大器的反相输入端还串联第三电阻后与所述第二运算放大器的输出端连接；所述第二运算放大器的输出端串联第五电阻后与所述第三运算放大器的反相输入端连接；所述第三运算放大器的反相输入端还串联第六电阻后与所述第三运算放大器的输出端连接；所述第三运算放大器的输出端与所述控制电路连接。

4.根据权利要求1所述的呼吸监测装置，其特征在于，所述调制电路包括调制电容和调制电阻；所述调制电容一端与所述第一级放大电路的输出端连接，另一端则分别与所述调制电阻、所述第二级放大电路连接；所述调制电阻的另一端接地。

5.根据权利要求1所述的呼吸监测装置，其特征在于，还包括基准信号校零电路，分别与所述调制电路、所述第二级放大电路以及所述控制电路连接；所述基准信号校零电路用于在所述控制电路的控制下将所述第二级放大电路的输入端置零从而对所述第二级放大电路输出的基准信号进行校准。

6.根据权利要求1所述的呼吸监测装置，其特征在于，还包括模块在位监测电路，与所述控制电路连接，用于监测腹部呼吸传感器是否正确连接。

7.根据权利要求1所述的呼吸监测装置，其特征在于，还包括呼吸指示电路，与所述控制电路连接，用于在所述控制电路的控制下对患者的呼吸状态进行指示。

8.一种呼吸监测方法，包括以下步骤：

将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集；所述压力信号随腹部的凸起而增大形成吸气信号，所述压力信号随腹部的收缩而减小形成呼气信号；

对所述压力信号进行第一级放大处理；

对所述压力信号进行调制处理；将所述吸气信号调制成逐渐变大的正信号、将所述呼气信号调制成逐渐变小的负信号，或将所述吸气信号调制成逐渐变小的负信号、将所述呼气信号调制成逐渐变大的正信号；

对调制后的压力信号进行第二级放大处理并叠加在基准信号上后输出；

根据所述基准信号识别所述压力信号中的吸气信号以及呼气信号并进行计时后计算患者的呼吸率。

9.根据权利要求8所述的呼吸监测方法，其特征在于，所述将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集的步骤之前还包括步骤：校准所述基准信号。

10.根据权利要求8所述的呼吸监测方法，其特征在于，所述将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集的步骤之前还包括步骤：

监测所述腹部呼吸传感器是否正确连接；

若是，则执行所述将腹部运动转换成压力信号实现对呼吸信号的采集的步骤。