CN105934197B - 监测肺心功能 - Google Patents

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Abstract

一种肺心功能监测器(10)，包括：载体(12)，其被配置成被安装在对象的身体的躯干的至少部分周围。感测装置(16)被安装在载体(12)上，感测装置(16)包括用于监测对象的身体的部分的体积变化的至少一个元件。信号处理模块(24)与感测装置(16)通信，以用于处理从感测装置(16)输出的信号，信号处理模块(24)具有用于输出与呼吸功能和/或心脏功能相关的信号的至少一个输出端。

Description

监测肺心功能
相关申请的交叉引用
本申请要求于2013年11月28日提交的澳大利亚临时专利申请第2013904602号的优先权，其全部内容通过引用合并于此。
技术领域
本公开内容总体上涉及肺心功能的监测，并且更具体地，涉及肺心功能监测器和监测肺心功能的方法。
在本说明书中，术语“肺心”要被理解为指代对象的心脏功能和呼吸功能，呼吸功能涉及肺功能和横膈膜功能二者。
背景技术
需要进行呼吸尝试的测量，以诊断或监测从肺气肿到睡眠呼吸暂停的各种疾病。通常，用于测量的装置使用一些类型的面罩，这些类型的面罩很笨重，并且对于对象而言佩戴起来通常是不方便并且不舒适的。
此外，横膈膜处的胸围变化是呼吸尝试的明确指示。已经通过肌电图(EMG)测量显示的是，低横膈膜活动与睡眠呼吸暂停相关。
在一些情况下，除了呼吸功能以外，还有助于监测心脏功能。
发明内容
贯穿本说明书，词“包括”或变型比如“包括了”或“包括有”将被理解为意指包含所述的要素、整体或步骤，或要素、整体或步骤的组，但不排除任何其他要素、整体或步骤，或要素、整体或步骤的组。
根据本公开内容的第一方面，提供有一种肺心功能监测器，包括：
载体，其被配置成被安装在对象的身体的躯干的至少部分周围；
感测装置，其被安装在载体上，感测装置包括用于监测对象的身体的部分的体积变化的至少一个元件；以及
信号处理模块，其与感测装置通信，以用于处理从感测装置输出的信号，信号处理模块具有用于输出至少与呼吸功能相关的信号的至少一个输出端。
在本说明书中，除非上下文另外清楚地指明，否则术语“对象”应被理解为指代人类或非人类对象。对于非人类对象，在监测呼吸尝试和/或心脏功能可以是有益的情况下，本公开内容可以具体地但不必排他地应用于动物。这样的应用的非限制性示例是赛马。
信号处理模块可以具有至少两个输出端：用于输出与呼吸功能相关的信号的第一输出端，以及用于输出与心脏功能相关的信号的第二输出端。
载体可以被配置成将感测装置与对象的皮肤隔离。
感测装置可以包括共同操作以监测至少呼吸功能的多个感测元件。多个感测元件中的至少一个感测元件还可以监测心脏功能。
感测装置可以包括第一感测机构，第一感测机构包括以间隔开的关系布置的成对的电阻带。此外，感测装置可以包括第二感测机构，第二感测机构包括由载体承载的螺旋排列带。螺旋排列带可以是电阻性带。
每条带可以具有弹性柔性材料，带的电阻率随着延伸而增大。每条带可以在静止状态下延伸以提供静止电阻。
信号处理模块可以包括用于滤出伪迹信号的滤波器。“伪迹信号”要被理解为不被关注的任何信号，如噪声信号。此外，在测量心脏功能的情况下，与呼吸功能相关的第一输出信号可以作为伪迹信号来处理。
信号处理模块可以包括放大电路，以放大来自感测装置的信号。就此而言，感测装置的带中的信号被保持在微电击阈值以下的水平，对于走动对象和手术室对象而言，其分别为约200μA和约10μA。
感测装置可以包括用于监测对象的身体的位置的位置检测单元。此外，感测装置可以包括用于监测对象的身体的核心温度的温度监测机构。此外，感测装置可以包括用于感测由对象发出的声音的声学感测部件。
根据本公开内容的第二方面，提供有监测肺心功能的方法，该方法包括：
在对象的身体的躯干的部分周围安装至少一个感测元件；
使用至少一个感测元件来监测对象的身体的部分的体积的变化；
处理由至少一个感测元件输出的数据；以及
输出至少与呼吸功能相关的信号。
方法可以包括处理数据以输出与心脏功能相关的另一信号。
方法可以包括在对象的身体的部分周围安装多个感测元件，感测元件被配置成监测呼吸功能和心脏功能二者。
方法可以包括监测感测元件的电阻率的变化，以获取关于呼吸功能和心脏功能中的至少一个的数据。
附图说明
现在参照附图以示例的方式描述本公开内容的实施方式，在附图中：
图1示出了肺心功能监测器的实施方式的示意性框图；
图2示出了监测器的一种实现的简化电路图；
图3示出了监测器的另一种实现的简化电路图；
图4示出了监测器的感测装置的示意性表示；
图5示出了监测器的信号处理模块的输出的图形表示；
图6示出了监测器的信号处理模块的另一输出的图形表示；
图7示出了如图1的监测器所测量的呼吸功能和心脏功能的图形表示；
图8示出了监测器的感测装置的另一实施方式的前视图；
图9示出了图8的监测器的感测装置的实施方式的后视图；
图10示出了监测器的感测装置的另一实施方式的前视图；
图11示出了图10的感测装置的近似的示意性表示；
图12示出了监测器的感测装置的又一实施方式的前视图；
图13示出了图12的监测器的感测装置的实施方式的后视图；
图14示出了图12和图13中示出的实施方式的替选实施方式的示意性表示；
图15示出了图3中示出的实现的替选实施方式的简化电路图；
图16示出了从监测器提取的心脏信号的图形表示；
图17示出了来自用于患有睡眠呼吸暂停的对象的监测器的输出的图形表示；以及
图18示出了由正在进行身体活动的对象的监测器做出的记录的图形表示。
具体实施方式
首先参考附图的图1，附图标记10总体上表示肺心功能监测器的实施方式的示意性框图。监测器10包括载体12，其被配置成被安装在对象的身体的至少部分躯干周围。更具体地，如由附图的图4中的骨骼部分14所表示的，载体可安装在对象的至少胸廓周围。在本说明书中，胸廓要理解为包括对象的横膈膜。
感测装置16被安装在载体12上，感测装置16包括用于确定对象的胸廓14的体积变化的多个元件或带18、20和22(图4)。
如由附图的图1中的箭头26所示意性地表示的，信号处理模块24与感测装置16进行通信。信号处理模块24处理从感测装置16输出的信号，并且信号处理模块24具有用于输出至少与呼吸功能相关的信号的至少一个通信输出线路28。
载体12可以采用各种形式，但是在一种实施方式中，其采用可以由对象穿戴的形式。因此，例如，载体12采用T恤衫(如附图的图4中所示意性示出的)、马甲、背心等形式，其贴身地配合在对象的至少胸廓14周围，而将对象与感测装置16隔离。由于载体12的紧密配合性质，载体12确保感测装置16被保持成与对象的胸廓14紧密抵靠。
在附图的图4中示出的实施方式中，感测装置16包括成对的间隔开的电阻带18和20。带18、20被适当地间隔开以近似对象的胸廓14的体积。带18被定位在由线定义的想象线的正上方，用于ECG的心前导程通常沿所述线被布置在胸廓14上。在操作中较低的带20被布置在对象的横膈膜(未示出)正下方，在对象的肋骨架30的浮肋上方。使用这个布置，可以由信号处理模块24来确定并且输出对象的胸廓的体积变化，以使得能够由信号处理模块24来监测并输出胸廓14的体积变化。
带22是螺旋带并且由载体12来承载，以被放置在对象的胸廓14的周围，其中，带22的上部更紧密地接近对象的肺部32的上部。因此，可以由监测器10来理想地使用螺旋带22，以用于监测对象的肺部32的体积。
如上所述，带18、20和22中的每条带是电阻性设备。这样的设备是电阻随着延伸而增大的设备。带18、20和22以每条带18、20和22在其静止位置中略微延伸以在静止状态具有低电阻值的方式被安装在载体12中或载体12上。带18、20和22的“静止状态”电阻值是待指定的制造参数。通常，“静止状态”电阻为约10kΩ或更小。
还应注意的是，由于带18、20和22被“驱动”以获得响应的性质，并且由于带18、20和22与对象的身体隔离的事实，胸腔带18的灵敏度使得：由于对象的心搏而产生的心脏信号还可以由带18来检测，并且经由信号处理模块24在其通信输出线路28上输出。
监测器10的感测装置16包括位置检测机构33，位置检测机构33包括多个三轴加速度计35，在带18和20中的每条带和/或带22的间隔开的圈上布置有一个加速度计35。加速度计35被布置在带18、20和/或22上，以便在使用过程中被定位成与对象的胸骨基本对齐。位置确定机构33可以被实现为其他形式，包括陀螺仪、磁力计等，或者这样的设备的组合，以提供更多益处如更高的动态准确性。
加速度计35用于在接受监测时监测对象的身体的位置和对象的身体的运动。加速度计35还用于例如当对象的身体经历突然运动时(例如在进行体育运动时)可能发生的伪迹移除。
监测器10的感测装置16还包括温度监测机构，温度监测机构包括以间隔开的关系被布置在带18上的成对的温度传感器37。温度传感器37被定位在带18上，以在使用过程中位于对象的腋窝下方。温度传感器37提供核心温度的指示，并且当对象接受睡眠研究期间以及进行体育运动活动或其他活动期间提供有用信息。
信号处理模块24监测来自温度传感器37中的每个温度传感器的温度，并且取温度读数的平均值以用于其分析。
信号处理模块24包括信号调整电路34，信号调整电路34的输出被馈送到处理模块或处理器36。来自处理器36的输出信号在通信输出线路28上被输出。此外，信号处理模块36包括数据存储模块38以及电池40。
数据存储模块38包括用于存储所记录的长期数据(例如，睡眠数据)的至少一个可移除数据存储设备(未示出)。将可移除数据存储设备从监测器10移除，以用于后续离线研究和分析。
在一种实施方式中，电池40是可充电电池如锂离子电池。电池40被配置成使得其在连接充电线时将不工作，除非充电器是医学上批准的、适当地绝缘的充电器。电池包括需要将其移除以用于再充电的专有非标准连接器。
信号处理模块24还包括可识别警报单元41。警报单元41由对象或临床医护人员来进行配置，以当警报条件发生时生成警报信号，例如听觉和/或视觉警报。警报条件的示例是延长的呼吸暂停。
可以通过以下两种方式中的一种方式来捕捉由感测装置16检测的关注信号：经由电压驱动/电流感测装置，或经由电流驱动/电压感测装置。如上所述，在两个场景下，感测带18、20和22应与对象的身体隔离，以避免与身体接触。
参见附图的图2，示出了电压驱动装置的实施方式，并且通常由附图标记40来表示。电压驱动装置包括经由电阻器44向所关联的带18、20、22进行馈送的恒定电压发生器42。当带18、20、22处于静止状态时，电阻器44的电阻值低于与其关联的带18、20或22的电阻值。电阻器44操作作为运算放大器46的反馈算子，以形成可变增益放大器。通过以下等式确定放大器46的增益：
其中：
Rresting是带18、20、22处于静止状态的电阻，
ΔR是由于带18、20、22的延伸而产生的电阻的变化，以及
RSensor是电阻器44的值。
参考电压48被馈送至放大器46的非反相输入端。放大器46以可变的增益放大从电压发生器42输出的驱动电压与参考电压48之间的差值。选择参考电压48，使得对于松弛的、无延伸的带18、20、22的放大器46的输出非常小但仍可检测。换言之，参考电压48应在最小限度地影响放大器46的动态特性，但是仍大于放大器46的噪声和偏移值。参考电压的合理值是放大器的动态范围的值的约1/20。因此，例如，如果放大器46具有10V的动态范围，则参考电压48被设置为在静止状态的固定的0.5V。
来自放大器46的输出被馈送至运算放大器50，其操作为具有截止频率小于约40Hz的有源低通滤波器。来自低通滤波器50的输出被馈送至信号处理模块24的通信输出线路28的第一输出端28.1，并且提供表示对象的胸廓14的体积改变的信号。在附图的图5中，体积改变的近似被示出为52处的正弦波形。
来自放大器46的输出也经由高通滤波器54被馈送至第二操作放大器56，其同样被配置成具有截止频率小于约40Hz的低通滤波器。高通滤波器54的截止频率小于1Hz(更具体地，约为0.67Hz)，以滤出胸廓14的体积改变，并且提供与心脏事件相关的数据作为信号处理模块24的通信输出线路28的输出线路上的输出端28.2。在附图的图5中，由箭头58示出了这些心脏事件的示例。图6以放大的比例示出了图5的波形的一部分，其中，突出了心脏事件58。
除了分立的高通滤波器54和低通滤波器56，部件54和部件56可以被实现为具有上文所指出的频率截止下限值和频率截止上限值的有源带通滤波器(如框57所示)。
现在参见附图的图3，示出了用于驱动带18、20、22的电流驱动器装置，并且其通常由附图标记60来表示。参见附图的图2，除非另有说明，相同的附图标记指代相同的部分。
在这个实施方式中，电流驱动器装置60包括向带18、20、22提供激励信号的恒定电流发生器62。
在这个电流驱动器装置60中，电阻器44两端呈现可变电压。这个可变电压取决于相关带18、20或22的延伸，并且电压由以下等式来定义。
其中：
Igenerator是恒定电流发生器62的输出电流，其他等式项的含义与
以上给出的等式项的含义相同。
如果电阻器44的值近似地等于当相关的带18、20、22处于其静止状态时该带18、20或22的电阻，则近似是有效的。
因为由相关的带18、20、22输出的信号具有高阻抗，所以电流驱动器使用高输入阻抗缓冲器作为信号调整电路34。
电流驱动器装置60的其余部分、信号调整电路34的输出端的下游与以上参照附图的图2所描述的部分相同。
对于电压驱动器装置40和电流驱动器装置60二者而言，共同点在于：在两种实现中，需要由信号处理模块24的信号调节电路34提供适当的滤波和放大。因为每条带18、20或22内的电流循环必须被限制在微电击阈值以下，所以需要放大，其中，对于走动对象而言，微电击阈值被限于200μA，而对于非走动对象而言，微电击阈值被限于10μA。
在带18的情况下，也需要滤波以区分体积测量值和脉冲测量值。
两个装置40、60的输出端28.1是DC耦合的直接放大传感器输出端。相反，输出端28.2来源于区分脉冲与体积输出的AC耦合有源滤波器。
因此，选择用于滤波器54的0.67Hz频率是基于ECG和脉冲监测器中采用的标准呼吸抑制滤波器而选择的。
用于低通滤波器50和56的截止频率被选择成低于电力线频率，以使电力线噪声最小化，并且避免混叠噪声。滤波器50、54和56中的每个滤波器是一阶滤波器，以避免信号相位失真。
在使用过程中，首先对监测器10进行校准。通过线性传感器近似使用至少两个值对照已知体积来实现校准。可以在对象接受的肺功能检查期间通过佩戴监测器10来实现校准的微调。根据这些数据，然后可以由监测器10的软件来使用对象的准确的最大肺体积作为用于呼吸过程中的肺/空气流量的精细计算的参数。
用于校准监测器10的另一种方法是使用便携式肺活量计。这使得能够进行监测器10的精细校准。对象多次(例如三次)向肺活量计吹气，并且所测量的肺体积的值用于校准由带18、20和22测量的胸腔体积变化。可以通过来自肺活量计的读数来直接校准根据由每条带18、20和22检测的电阻变化的总和得到的信号。
就此而言，要注意的是，传感器带18、20和22足够灵敏，以使得在呼吸过程中能够测量肺/空气流量以及带18的情况下的如附图的图5和图6所示的心脏事件。
此外，当对象非常活跃时或由于睡眠时的突发运动，提供加速度计35有助于移除由于对象的突发运动而产生的伪迹信号。这进一步提高了监测器10的灵敏度。
附图的图7示出了通过监测器10测量的信号的图形表示，这些信号通常由附图标记64来表示。
在该图中，下面的迹线66示出了对象的横膈膜的体积改变，而上面的迹线68示出了对象的肺或胸腔体积的变化。垂直线70表示心脏事件。具体地，下带20和上带18二者促成迹线68，而下带20和螺旋带22二者促成迹线66。单独由带18来测量心脏事件。曲线图64的数据用于基于由迹线66表示的横膈膜处的胸围的变化来解译呼吸尝试。
已经由EMG测量显示出的是，低横膈膜活动与睡眠呼吸暂停直接相关。因此，对象的呼吸体积和横膈膜活动的组合给出了呼吸暂停的程度的独特的观测。目前，这仅通过对于对象而言非常笨重且不舒适并且还干扰对象的睡眠模式的面罩来观测。
加速度计35使得能够在睡眠研究过程中监测对象的身体的位置。此外，能够使用加速度计35来监测重力场中对象的胸腔/横膈膜的位置。就此而言已知的是，对象的胸部区域的扭力可以导致增加的呼吸尝试，并且提供被布置在带18和20中的每条带上以便彼此被间隔开的加速度计35有助于进行这样的扭力的测量。
除了体积测量之外，如上所述，监测器10的带18用于测量心脏功能。由监测器10的带18来捕捉并且经由监测器10的信号处理模块24来输出由搏动的心肌施加在胸廓14上的来自心脏的振动。所测量的心脏事件可以包括：心率、心率变化性和心搏输出量。具体地，后者将结合进气量来用作睡眠或身体活动过程中的肺心系统的性能指数。
现在参见附图的图8和图9，示出了监测器10的感测装置16的感测装置的另一实施方式。参照以上附图，除非另有说明，相同的附图标记指代相同的部分。
在这个实施方式中，感测装置包括声学感测部件72，声学感测部件72包括多个声学传感器74、76。更具体地，彼此横向间隔开的两个传感器74在使用过程中被布置在对象78的前方，而彼此横向间隔开的两个传感器76在使用过程中被布置在对象78的后方。
传感器74相对于传感器76被布置在上方。传感器74被定位在载体12上，以在使用过程中位于对象78的心脏与横膈膜之间大约中间的位置。传感器76被布置在载体12上，以被定位靠近对象78的肺的下部区域。
声学感测部件72用于监测对象发出的声音。虽然主要目的是监测对象78的咳嗽，但是声学感测部件72可以用于监测对象78发出的其他声音，如由于对象打鼾而发出的声音。
存在不同类型的咳嗽，每种类型具有其独特的声音和胸腔运动。监测器10的声学感测部件72的传感器74、76的布置能够提供关于以下的信息：对象的咳嗽的性质、咳嗽过程中的肺部功能、区分(即肺部的哪一侧和哪一个肺叶受到影响)、化脓过程(从干性咳嗽到湿性咳嗽或相反)、治疗的效果和/或药物治疗的效果。
信号处理模块24被编程为通过使用带18、20和22以及声学监测部件72检测运动中的突然变化来检测和监视对象78的咳嗽。通常，呼吸产生节律运动和声音，这可以取决于对象78的身体活动和健康状态而变化。由信号处理模块24将由感测装置16(包括加速度计35)检测到的声音和运动(体积)二者中的突然高频变化处理为咳嗽事件。此外，信号处理模块24能够使用分类算法来在声音和运动的变化之间进行区分，以确定咳嗽事件的类型。
现在参见附图的图10和图11，示出了感测装置16的另一实施方式。参照附图的图8和图9，除非另有说明，相同的附图标记指代相同的部分。
在这个实施方式中，载体12包括上带状子载体80和下带状子载体82。上子载体80的形状被设置为被容纳在对象78的腋窝下方，而下子载体82被成形为被容纳在对象78的横膈膜上方。上子载体80承载成对的间隔开的电阻带84和86。类似地，下子载体82承载成对的间隔开的电阻带88和90。
具有多个电阻带84、86、88和90使得能够更准确地近似对象78的躯干/胸廓的形状。胸廓的形状被近似为多个小的截头锥体体积的总和。根据具体情况，由相关的带84、86、88和90来提供每个截头锥体的上边界和下边界。因此，在所示出的实施方式中，由三个截头锥体来近似胸廓的形状。如附图的图11所示，这些截头锥体是：带84与带86之间限定的第一截头锥体、带86与带88之间限定的第二截头锥体以及带88与带90之间限定的第三截头锥体。
现在参见附图的图12至图14，示出了感测装置16的另外两个实施方式。同样，参照之前的实施方式，除非另有说明，相同的附图标记指代相同的部分。
如所描述的，监测器10用于例如监测睡眠障碍或从事身体活动的对象的呼吸/心脏功能。存在这样的可能性：在睡眠或身体活动过程中，带18或20中的一条带的部分会变得抵靠对象的身体而受困，从而导致带18、20的不完全延伸。这对来自带18、20的读数产生不利影响，并且可以导致来自监测器10的输出不准确。
在附图的图12和图13中示出的实施方式中，每条带18、20包括多个感测点92，多个感测点中的至少两个感测点位于前方，并且多个感测点中的至少两个感测点位于后方。因此，每条带18、20有效地被划分为前部、后部和使前部和后部互连的两个侧部。因此，使用多个感测点92和加速度计(在这个实施方式中没有示出)来确定对象的位置能够获得更准确的测量值和读数。
多个感测点92的替代是将每条带18、20在物理上划分成多个分开的段，例如，前段、后段和两个侧段。对每个段单独进行校准，并且对每个段独立地进行驱动。
因此，如果带18、20二者之一的任意一个段受困并且不延伸，则相关的带18、20中的其余段仍然能够正常地延伸，并且信号处理模块24能够对该带18、20的受困段进行补偿。
图14示出了用于对被对象的身体困住的带18、20的部分进行补偿的另一实施方式。在这个实施方式中，每条带18、20被承载在分段的套筒94中。套筒94包括多个分立的段96。段96在可以相对于彼此轴向地自由移动，但是在横向或径向上基本上是刚性的。
因此，如果对象的身体的部分被按压抵靠物体，被困在对象的身体与物体之间的套筒94的相关的一个或更多个段96将被保持在束缚状态，但带18、20仍然能够在套筒94内自由地延伸或收缩。
在附图的图15中，示出了用于驱动带18、20和22的电流驱动器装置的另一实施方式。参见附图的图3，除非另有说明，相同的附图标记指代相同的部分。
在这个实施方式中，省略了电阻器44。恒定电流发生器62直接驱动带18、20和22，使得直接测量跨带18、20和22的电压降而不是跨电阻器44的电压降。这导致更灵敏的电路60提供更准确的输出信号。
附图的图16使出了佩戴监测器10的对象的心脏功能的图形表示。上面的迹线98示出了由监测器10确定的经校准的胸腔体积。使用ECG信号片段100来在心脏腔室的心搏体积之间进行区分。最后，迹线102使用小波变换根据迹线98来提供心博。关于迹线102，由虚线104界定的迹线102的部分表示心房功能，而由实线106界定的迹线102的部分表示对象的心脏的心室功能。
在附图的图17中，示出了来自用于患有睡眠呼吸暂停的对象的监测器10的感测装置16的带18、20的输出的图形表示。迹线108示出了由带18测量的胸腔体积，而迹线110示出了由带20测量的横膈膜位移。
在附图的图18中，示出了正在进行身体活动的对象的图形表示。在这个实施方式中，如迹线112所示，对象正在使用肺活量计。迹线114表示由监测器10确定的经校准的胸腔体积。
同样在这个实施方式中，对象连接至ECG以提供参考迹线116。迹线116示出ECG不能够在对象正在进行身体活动时对心脏功能进行准确的监测。作为代替，监测器10提供了表示心脏功能的迹线118，迹线118更准确地描绘了在进行身体活动时对象的心脏中发生了什么。
因此，本公开内容的所描述的实施方式的优点是：提供了肺心功能监测器10，肺心功能监测器10本身适用于对患有呼吸和/或心脏异常的对象进行监测，或适用于监测对象的呼吸和/或心脏功能。
监测器10易于由人类对象自己来应用，或者在非人类对象的情况下，易于由临床医生来应用。定位监测器10不需要特殊技能或专业知识，并且可以容易地对监测器10进行校准以便使用。此外，监测器10不需要在监测患有睡眠呼吸暂停的人类对象时不舒适并且笨重的面罩和相关驱动机器。
此外，监测器10能够由对象在活动过程(包括剧烈的活动如体育活动)中佩戴，而没有不利地妨碍对象的移动性并且不会造成不舒适。因此，监测器10能够用于在对象从事这样的活动时监测对象的呼吸和心脏功能。这对于希望提高他们在具体的体育赛事中的运动实力或者更普遍地希望改善健康状况的对象而言，是极为有用的。
监测器10还能够用于患有心脏或肺部疾病的对象的心脏和/或肺部康复。
监测器10的进一步的优点在于：其可以测量真正的呼吸功能。这使得能够在其他监测过程中(如当进行x射线、MRI或CT扫描时)在不希望呼吸伪迹出现的情况下移除这些呼吸伪迹。换言之，通过在进行这样的过程的机器中使用来自监测器10的输出，能够将呼吸伪迹考虑在内，以提供来自这样的机器的改进的图像等。
本领域技术人员应意识到的是，可以在不脱离本公开内容的广义的范围的情况下对上述实施方式作出多种变型和/或改变。因此，本实施方式在所有方面被视为是示例性的而非限制性的。

Claims (14)

1.一种肺心功能监测器，包括：
载体，其被配置成被安装在对象的胸廓周围；
感测装置，其被安装在所述载体上，所述感测装置监测所述对象的胸廓的体积变化，所述感测装置包括多个感测元件，所述多个感测元件一起操作以监测至少呼吸功能，包括测量胸腔体积的变化以及测量用于解释呼吸尝试的对象的横膈膜活动，其中，至少一个感测元件附加地测量心脏事件；以及
信号处理模块，其与所述感测装置通信，以用于处理从所述感测装置输出的信号，所述信号处理模块具有至少两个输出端：用于输出与所述胸廓的体积变化相关的第一信号的第一输出端，以及用于输出已经滤出了与呼吸功能相关的所述胸廓的体积变化的第二信号的第二输出端，所述第一信号表示呼吸功能，所述第二信号表示心脏功能，所述信号处理模块还被配置为使用所述对象的最大肺体积作为用于计算呼吸过程中肺/空气体积流量的参数。
2.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述载体被配置成将所述感测装置与所述对象的皮肤隔离。
3.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述感测装置包括第一感测机构，所述第一感测机构包括在所述载体上以间隔开的关系布置的成对的电阻带。
4.根据权利要求3所述的监测器，其中，所述感测装置包括第二感测机构，所述第二感测机构包括由所述载体承载的螺旋排列带。
5.根据权利要求4所述的监测器，其中，所述螺旋排列带是电阻性带。
6.根据权利要求3至5中任一项所述的监测器，其中，每条带具有弹性柔性材料，所述带的电阻率随着延伸而增大。
7.根据权利要求6所述的监测器，其中，每条带在静止状态下延伸，以提供静止电阻。
8.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述信号处理模块包括用于滤出伪迹信号的滤波器。
9.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述信号处理模块包括用于放大来自所述感测装置的信号的放大电路。
10.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述感测装置包括用于监测所述对象的身体的位置的位置检测单元。
11.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述感测装置包括用于监测所述对象的身体的核心温度的温度监测机构。
12.根据权利要求1所述的监测器，其中，所述感测装置包括用于感测由所述对象发出的声音的声学感测部件。
13.一种监测肺心功能的方法，所述方法包括：
在对象的胸廓周围安装载体，所述载体上安装有感测装置，用于监测所述对象的胸廓的体积变化，所述感测装置包括多个感测元件；
使用所述多个感测元件来测量至少呼吸功能，包括测量胸腔体积的变化以及测量用于解释呼吸尝试的对象的横膈膜活动，其中，至少一个感测元件还基于所述胸廓的体积变化来测量心脏事件，其中，使用所述对象的最大肺体积作为用于计算呼吸过程中肺/空气体积流量的参数；
处理由所述感测装置输出的数据；以及
输出与所述胸廓的体积变化相关的第一信号，并且输出已经滤出了与呼吸功能相关的所述胸廓的体积变化的第二信号，所述第一信号表示呼吸功能，所述第二信号表示心脏功能。
14.根据权利要求13所述的方法，包括：监测所述感测元件的电阻率的变化，以获取关于呼吸功能和心脏功能中的至少一个的数据。
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