CN110267592B - 具有电容除颤保护的ecg传感器 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种患者监测系统，所述患者监测系统包括能够连接到患者以检测输出信号的电容电极和将载波信号发送到所述电容电极的信号发生器单元，所述载波信号具有载波频率和载波幅度。所述患者监测系统还包括放大器单元，所述放大器单元放大由所述电容电极检测到的所述输出信号以生成放大的输出信号。所述患者监测系统中的增益确定模块确定所述放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度，并且基于所述输出幅度和所述载波幅度之间的比较来确定系统增益。所述患者监测系统中的电压确定模块对所述输出信号进行滤波以隔离从所述患者检测到的生理信号，并且基于所述系统增益确定所述生理信号的电压。

Description

具有电容除颤保护的ECG传感器
背景技术
本公开整体涉及医疗监测系统和设备，并且更具体地讲，涉及使用一个或多个电容电极的患者监测器。
心电图(ECG)是心脏中的电活动的图形描绘。ECG由心电图仪产生，心电图仪可作为独立设备、便携式设备和/或各种类型的多生命体征监测设备中的集成功能提供。ECG通过时间(ms)与电压(mV)的关系来描绘，并且通常表示为波形。ECG波形的典型的五个重要方面或部分是P波、QRS复合波(分别表示为Q波、R波和S波的组合)和T波。不太常见的第六部分是U波。从图形描绘中产生的数据有助于对患者的诊断，以确定患者体内存在什么心脏相关问题(如果有的话)以及心脏相关问题的程度。还提供了使用胸部电极的呼吸监测器，该胸部电极与ECG电极相似或相同。例如，呼吸率测量可以使用阻抗充气造影术来确定，在该方法中，高频AC电流在患者的胸部上的至少两个电极(包括驱动电极和接收电极)之间通过，并且确定电极之间的阻抗。然后，在患者呼吸时，根据变化的阻抗值来监测呼吸。
心电图仪和呼吸监测器都必须具有保护电路，以保护这些设备的电子器件免受由于除颤器对与监测设备相连的患者的操作而导致的高电压暴露的影响。经历心脏骤停的患者通过对胸部的除颤电击而接受治疗。除颤电击通常在3至5kV和50安培的范围内，并且通常持续5和20毫秒之间的时间。为了阻止患者的心脏无效颤动(纤颤)并且允许心脏重新开始有效的血液泵送，这种高电压和高电流是必要的。通常，呼吸监测器和心电图仪与除颤器设备分开，并且当除颤器输送电击时，胸部电极和引线连接到患者。因此，心电图仪和呼吸监测器必须承受除颤的显著电压和电流，并继续正常工作。
发明内容
提供本发明内容是为了介绍将在下面的具体实施方式中进一步描述的一系列概念。本发明内容不旨在识别要求保护的主题的关键或必要特征，也不旨在用于帮助限制要求保护的主题的范围。
在一个实施方案中，患者监测系统包括能够连接到患者以检测输出信号的电容电极和将载波信号发送到电容电极的信号发生器单元，该载波信号具有载波频率和载波幅度。患者监测系统还包括放大器单元，该放大器单元放大由电容电极检测到的输出信号以生成放大的输出信号。患者监测系统中的增益确定模块确定放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度，并且基于输出幅度和载波幅度之间的比较来确定系统增益。患者监测系统中的电压确定模块对输出信号进行滤波以隔离从患者检测到的生理信号，并且基于系统增益确定生理信号的电压。
使用至少一个电容电极进行患者监测的方法的一个实施方案包括生成在载波频率和载波幅度下的载波信号，以及将载波信号发送到电容电极。输出信号从电容电极被接收，然后被放大以产生放大的输出信号。放大的输出信号的载波频率的输出幅度被确定，并且将输出幅度与载波幅度进行比较以确定系统增益。然后，对输出信号进行滤波以隔离患者的生理信号，并且基于系统增益确定生理信号的电压。
从以下结合附图的描述中，本发明的各种其他特征、目的和优点将变得显而易见。
附图说明
参考以下附图描述本公开。
图1描绘了具有电容电极的患者监测系统的一个实施方案。
图2描绘了可以包括在具有一个或多个电容电极的患者监测系统中的示例性计算系统的一个实施方案。
图3描绘了使用至少一个电容电极进行患者监测的方法的一个实施方案。
图4A-4C描绘了使用至少一个电容电极进行患者监测的方法的其他实施方案。
具体实施方式
如上所述，心电图仪和呼吸监测器必须被配置成承受大约3至5kV和50安培的高压除颤脉冲，并且持续5至20毫秒(这对于耐受如此高的电压的电子部件来说是很长的时间)。因此，这种监测设备通常在其输入端设有除颤保护电路，该电路被设计成在高压脉冲到达敏感电子器件之前吸收高压脉冲的能量。心电图仪和呼吸监测设备中的除颤保护传统上是用电阻器实现的，该电阻器大且昂贵，因为它们必须被设计成应对巨大的除颤功率浪涌。此外，电阻部件会引入热噪声。例如，来自5千伏除颤脉冲的通过平均10千欧姆电阻器的能量可导致电阻器达到非常高的温度，诸如达到200摄氏度或更高的内部温度。电阻器的这种显著加热导致其击穿。
本发明人已经认识到，使用电容性或更一般地电抗性阻抗来代替这种无源电阻部件或作为这种无源电阻部件的补充，使得能够在没有固有噪声问题的情况下使用高阻抗水平。此外，本发明人已经认识到，电容电极可以用于提供针对除颤脉冲的保护。除了使用电容电极的选择性隔离特性之外，发明人已经认识到，电容电极的使用具有避免导电凝胶和浆料(诸如银/氯化银凝胶)的额外益处，导电凝胶和浆料通常用于经常刺激患者皮肤的电传导胸部电极上。如果电极要被患者长时间佩戴，或者如果患者对导电表面电极中使用的导电浆料和凝胶特别敏感或过敏，这种刺激可能特别成问题。
电容电极解决了前述除颤电阻器问题；然而，发明人已经认识到，大多数电容传感器拓扑遭受增益变化的影响，该增益变化与皮肤的电容耦合强度成比例。发明人已经认识到这个问题是严重的，由于电极和患者皮肤之间的电容因此电容耦合强度可以变化很大，并且这种变化可以非常快地发生。例如，由于患者的移动可以改变例如电容电极的板和患者之间的距离，电极和患者之间的电容可以瞬间改变。此外，诸如由于出汗，或者由于电极的电容板和患者皮肤之间存在毛发，电极对患者的电容可以基于患者皮肤化学性质的变化而变化。此外，在某些实施方案中，有利的是将电容电极放置在患者皮肤和电极的电容板之间的绝缘元件上，诸如放置在患者穿的衬衫上。这导致电容电极和患者之间的电容变化的趋势更大。
耦合电容的变化改变了输出信号的增益，噪声水平或信号增益由电容电极和皮肤之间的绝对电容值调制。因此，电容值的变化给患者监测带来挑战。也就是说，重要的是知道应用于从患者身体测量的生理信号的增益，以便可以准确地确定这些信号的幅度。
鉴于电容电极的有益特性以及使用电容电极的相关现有技术系统的问题和挑战，发明人开发了所公开的系统和方法，该系统和方法将载波信号发送到电容电极的输入端，并且基于载波信号的频率的测量来测量系统的放大行为。具体而言，发明人认识到，载波信号的频率通常远高于期望测量的生理信号的相关频率，该载波信号将被电容电极和患者之间的电容连接衰减，这是由于接地电容路径的变化所导致。对于生理信号也会产生同样的衰减效果。因此，由于电容电极和患者之间的电容的变化引起的增益变化可以通过监测载波信号或载波频率下的信号的行为来解决。
假设放大电路在生理信号的低频下与载波信号的高频下表现相同，则通过确定在放大由电容电极检测到的输出信号的放大器的输出端的载波信号增益可以确定生理信号的增益变化。也就是说，通过比较输出信号的幅度和在输入时载波信号的幅度，更具体地说，通过比较输出信号的载波频率部分的幅度和在输入时载波信号的幅度，可以确定由于电容电极和放大电路引起的系统增益。在放大电路在相关频率范围内表现相同的实施方案中，可以通过求解电容电极的电容来确定生理信号的增益变化。也就是说，在放大电路的增益已知且对地电容已知的情况下，可以求解传感器对皮肤电容的值。
图1描绘了具有上述特征和方面的患者监测系统1的一个实施方案。系统1通常包括电容电极Ce，其电容耦合到患者4以从患者检测生理信号。系统1还包括信号发生器单元10，其生成载波信号并将载波信号发送到电容电极。载波信号具有本文称为载波频率的频率和本文称为载波幅度的幅度。系统1还包括放大器单元20，其将高阻抗信号转换成低阻抗，并放大输出信号。在所描绘的实施方案中，放大的输出信号被模数转换器30数字化，该模数转换器可以是模拟前端的一部分。放大和数字化的输出信号然后被传递到增益确定模块32，该增益确定模块确定放大器单元20和电容电极Ce的增益，在所描绘的实施方案中，该增益是系统增益。电压确定模块34然后利用由增益确定模块32确定的系统增益来确定生理信号的电压。电容电极Ce可以是使用电容进行生物电测量的任何电容电极。本领域普通技术人员将知道市场上已经存在几种不同的电容电极。例如，电容电极可以是加利福尼亚州圣地亚哥(San Diego,California)的Quantum Applied Science and Research,Inc.提供的QUASAR IBE。如上所述，电容电极Ce可以直接固定到患者的皮肤，因此可以接触患者的皮肤，或者可以通过诸如衣服或可以固定电容电极的带子的材料与患者的皮肤分离。
信号发生器单元10生成发送到电容电极Ce的载波信号。载波信号具有对于传送给患者安全的相对较小的幅度。仅举一个例子，载波信号可以是1kHz、1mV的信号。仅举一个例子，电阻器Rc可以是10千欧姆的电阻器。在所描绘的实施方案中，信号发生器单元包括与电阻器Rc和电容器Cc串联放置的AC信号发生器12。电容器Cc充当高通滤波器，其从在节点13处从信号发生器单元10输出的载波信号中去除任何DC元素和低频噪声。载波信号的载波频率通常高于打算由系统1测量的生理信号的频率。因此，在ECG应用中，例如，载波频率可以高于150Hz，并且优选地远远高于该频率，使得载波信号可以容易地被滤除，而不干扰所记录的生理信号。例如，载波频率可以在1kHz或更高的范围内，诸如10kHz或50kHz。提供电容器Cc的电容以适当滤除载波频率以下的低频噪声。仅提供一个示例性实施方案，电容器Cc可以是10pF电容器。
载波信号被发送到电容电极Ce的电容板。然后，包括载波信号和从患者测量的生理信号的输出信号被发送到放大器单元20。在所描绘的布置中提供了一组二极管D1和D2，以将输出信号的DC水平保持在放大器单元能够处理的边界内。如果DC基线在正方向或负方向上远离零点漂移太远，二极管D1、D2会从系统1中泄漏电荷。
在所描绘的实施方案中，放大器单元20包括第一放大器23和第二放大器25。第一放大器23的目的是将从电容电极Ce出现的输出信号的微小电流转变成电压信号。由于输出信号的DC基线易于漂移，所以在第一放大器级施加小增益，该增益可能仅为1或2的增益。各种元件中的任一个都可以用于这个目的，因此可以包括第一放大器23。在一个实施方案中，第一放大器23可以像单个晶体管一样简单，诸如结栅场效应晶体管(JFET)。替代地，第一放大器23可以是超低输入偏置电流仪表放大器，诸如德克萨斯州达拉斯的德州仪器公司(Texas Instruments Inc.of Dallas,Texas)的INA116UAI。第一放大器23可以通过电阻器R1参考地或其他公共参考放大输出信号。在其他实施方案中，第一放大器23可以利用负反馈，该负反馈将来自放大器的输出电压的一部分施加到反相输入端。
在所描绘的实施方案中，放大器单元20包括第二放大器25，其对从第一放大器23出现的信号提供显著放大。各种类型的放大器中的任一种都可以用作第二放大器25，在所描绘的实施方案中，该第二放大器被例示为在闭环反馈布置中连接的运算放大器(OP-AMP)，其中分压器中的电阻器R2和R3的值确定第二放大器25的闭环增益。在一个实施方案中，放大器23和25中的每一个的增益是已知的，因此放大器单元20的增益也是已知的，该增益在本文中被称为已知放大器增益。
放大器单元20在节点27处提供放大的输出信号。在各种实施方案中，可以存在附加的电路元件，诸如滤波器和/或其他放大元件。例如，放大的输出信号可以被提供给具有各种信号处理电路元件的模拟前端，这对于相关领域的普通技术人员来说是已知的。放大的输出信号被模数转换器30数字化。在某些实施方案中，可以存在滤波器元件，以将信号分成表示放大的输出信号的载波频率部分的高频部分和包含由患者测量的生理信号的较低频率部分。然后，经滤波的高频和低频部分可以单独数字化，并传递到信号处理模块，类似于下面描述的那样。
在所描绘的实施方案中，数字化和放大的输出信号被传递给增益确定模块32和电压确定模块34中的每一个。在所描绘的实施方案中，模块通过在处理器上执行软件指令来数字地实现；然而，在其他实施方案中，模块的某些方面可以模拟形式执行，诸如通过模拟滤波。增益确定模块32通常隔离放大的输出信号的载波频率方面，诸如通过利用高通滤波器或带通滤波器来隔离载波频率的信号部分。增益确定模块32还包括指令，该指令确定放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度，然后基于输出幅度和原始载波幅度之间的比较来确定系统增益。例如，系统增益可以等于输出幅度除以载波幅度。
系统增益然后被传递到电压确定模块，该模块利用系统增益来确定由电容电极Ce测量的生理信号的电压。例如，电压确定模块可以通过利用低通滤波器来隔离生理信号，该低通滤波器被设计成隔离目标生理信号所处的频率范围。为了提供与生理监测器是ECG设备的实施方案相关的仅一个例子，电压确定模块可以应用截止频率为150Hz的低通滤波器来隔离相关心脏信号。在其他实施方案中，滤波器的截止频率可以高于或低于150Hz。然后基于系统增益来确定生理信号的电压，诸如通过将生理信号的幅度除以系统增益。
阅读本公开的本领域普通技术人员将会理解，患者监测系统1可以包括任意数量的电容电极Ce，并且载波信号将被发送到系统1中的电容电极Ce中的每一个，这可以通过用于每个电容电极Ce的单独的信号发生器单元，或者通过在两个或更多个电容电极Ce之间共同共享的信号发生器单元10来实现。
本文按照功能和/或逻辑块部件以及各种处理步骤描述了本公开的各方面。应当理解，包括本文所述“模块”在内的这种块部件可以通过被配置成执行指定功能的任意数量的硬件、软件和/或固件部件来实现。例如，一种实施方案可以采用各种集成电路部件(例如，存储器元件、数字信号处理元件、逻辑元件、查找表等)，这些集成电路部件可以在一个或多个处理器或其他控制设备的控制下执行各种功能。如本文所用，术语模块可以指软件代码，并且也可以包括：专用集成电路(ASIC)；电子电路；组合逻辑电路；现场可编程门阵列(FPGA)；执行代码的处理器(共享处理器、专用处理器、或组处理器)；或提供所述功能的其他合适部件；或上述的一些或全部的组合，诸如在片上系统中。术语模块也可以包括存储由处理器执行的代码的存储器(共享存储器、专用存储器或组存储器)。如本文所用，术语代码可以包括软件、固件和/或微代码，并且可以指程序、例程、函数、类和/或对象。术语共享，如上面所使用，意味着可以使用单个(共享)处理器来执行来自多个模块的一些或所有代码。另外，由多个不同处理器执行的一些或所有代码可以由单个(共享)存储器存储。术语组，如上面所使用，意味着可以使用一组处理器来执行包括单个模块的一部分的一些或所有代码。同样地，可以使用一组存储器来存储包括单个模块的一些或所有代码。
图2提供了用于患者监测系统10的实施方案的一个示例性计算系统200的系统图，该计算系统具有增益确定模块32和电压确定模块34，在所描绘的实施方案中，增益确定模块和电压确定模块是软件202内的应用。例如，计算系统200可以容纳在作为患者监测系统1的一部分的数据采集设备中，该数据采集设备可以容纳在电容电极Ce处或附近，或者计算系统200可以容纳在床侧中央患者监测设备中。计算系统200包括处理系统206、存储系统204、软件202和通信接口208。处理系统206从存储系统204加载并执行包括增益确定模块32和电压确定模块34在内的软件202。模块32和34中的每一个都包括计算机可读指令，当由计算系统200(包括处理系统206)执行时，这些指令指示处理系统206如本文中更详细描述的那样操作，包括执行基于从放大器单元20接收的放大的输出信号28来确定系统增益33和生理信号40的电压36的步骤。
尽管图2中描绘的计算系统200包括封装一个增益确定模块32和一个电压确定模块34的一个软件202，但是应当理解，具有单个模块的单个软件元件可以提供相同的操作—即，被描述为增益确定模块32和电压确定模块34的一部分的指令可以在处理系统206上调用和执行的单个软件指令集中提供。同样，被描述为增益确定模块32和电压确定模块34的一部分的指令可以分布在容纳在多个软件202元件中的多于两个模块之中。类似地，虽然本文提供的描述涉及计算系统200和处理系统206，但是应当认识到，可以使用一个或多个处理器来执行这些系统的实施方式，这些处理器可以通信连接，并且这些实施方式被认为在描述的范围内。
处理系统206包括处理器，如上所述，处理器可以是微处理器、通用中央处理单元和专用处理器、微控制器或任何其他类型的基于逻辑的设备。处理系统206还可以包括从存储系统204检索和执行软件202的电路。处理系统206可以在单个处理器内实现，但是也可以分布在协作执行程序指令的多个处理设备或子系统上。
存储系统204可以包括可由处理系统206读取并能够存储软件202的任何存储介质或存储介质组。存储系统204可以包括以用于存储信息的任何方法或技术实现的易失性和非易失性、可移动和不可移动介质，所述信息诸如是计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据。存储系统204可以实现为单个存储设备，但是也可以在多个存储设备或子系统上实现。
存储介质的示例包括随机存取存储器、只读存储器、光盘、闪存存储器、虚拟存储器和非虚拟存储器、磁组、磁带、磁盘存储或其他磁存储设备，或可用于存储所需信息并可以由指令执行系统访问的任何其他介质，以及它们的任何组合或变型，或任何其他类型的存储介质。同样，存储介质可以与处理系统206一起本地容纳，或者可以分布在一个或多个服务器中，这些服务器可以位于多个位置并联网，诸如在云计算应用和系统中。在一些实施方式中，存储介质可以是非暂时性存储介质。在一些实施方式中，存储介质的至少一部分可以是暂时性的。
通信接口208在计算系统200内的元件和外部设备(诸如放大器单元20和/或信号发生单元10)之间交接。此外，通信接口208可以将来自增益确定模块32和电压确定模块34的输出值，诸如系统增益33、生理信号40和/或生理信号的电压36，传送到患者监测系统1的其他方面，诸如传送到用户界面以显示给临床医生和/或传送到医疗设施的中央计算系统以存储在患者4的病历中。
在所描绘的实施方案中，计算系统200，并且具体地增益确定模块32和电压确定模块34接收放大的输出信号28，并处理放大的输出信号28，如本文所述。附加信息被接收或以其他方式输入并存储在计算系统200中，以形成系统增益确定的基础，包括关于载波幅度14、载波频率15、放大器单元20的已知放大器增益21和/或滤波器电容17的信息。此外，可以存储关于滤波器电容器Cc值的信息，该信息可以用于计算电容电极Ce的电容，如下面更详细描述的。图3和图4A-4B描绘了方法60的各种实施方案，方法60可以由患者监测系统1执行，诸如由增益确定模块32和电压确定模块34执行。
在图3中，使用至少一个电容电极进行患者监测的方法60包括在步骤68将载波信号发送到电容电极Ce。在步骤80，诸如从放大器单元20接收放大的输出信号。在步骤90，基于放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度来确定系统增益。然后在步骤94执行指令，以利用系统增益来确定生理信号的电压。
图4A至图4C描绘了可以部分或全部执行的示例性步骤，以执行系统增益33和生理信号40的电压36的确定。在图4A中，当在步骤62接收到开始命令时，方法60开始。例如，一旦电容电极Ce连接到患者4并准备好开始测量，就可以由临床医生或其他用户接收开始命令。在步骤66生成AC信号以产生载波信号，诸如通过形成高通滤波器的电容器Cc。步骤70表示在放大器单元20中的放大器处接收输出信号。在步骤72，用第一放大器23处理输出信号，以将来自电容电极Ce的AC输出信号的微小电流转换成电压信号。然后，在步骤74，用第二放大器25处理第一放大器23的输出，以放大输出信号。然后，放大的输出信号被发送，以用于如本文所述进一步处理。
AC载波信号可以预定间隔生成，在步骤76表示为在载波信号再次生成之前等待经过预定间隔，以便可以为该间隔确定新的系统增益33。例如，用于生成载波信号并由此确定系统增益的间隔可以是每分钟、每十分钟等。在其他实施方案中，载波信号可以连续生成，并且增益确定的频率可以仅受系统的处理能力和/或采样率的限制。
在步骤80，从放大器单元20接收放大的输出信号。在一个实施方案中，在步骤82，放大的输出信号被数字化，并且数字化的信号被传递到增益确定模块32和电压确定模块34。在其他实施方案中，可以在数字化之前进行额外的模拟滤波。在这样的实施方案中，可以为增益确定模块32和电压确定模块34中的每一个数字化单独的信号。在所描绘的实施方案中，在增益确定模块32内执行步骤，以用高通滤波器处理输出信号，以隔离放大的输出信号28在载波频率15下的部分，并且这样的步骤在步骤84处表示。例如，高通滤波器可以具有刚好低于载波频率的截止频率。此外，滤波器可以是消除载波频率15以上的频率的带通滤波器。在步骤86确定输出信号的载波频率部分的输出幅度。然后在步骤88将输出幅度与载波幅度进行比较，并且在步骤90确定系统增益。
系统增益然后被用于确定生理信号的电压。也就是说，由于来自电容电极Ce的增益变化，必须定期确定系统增益，以便能够解释从电容电极Ce测量的生理信号。因此，在步骤92，电压确定模块34将生理信号与输出信号隔离，诸如通过应用截止频率刚好高于生理信号预期的最高相关频率的低通滤波器。然后在步骤94，基于系统增益确定生理信号的电压。例如，生理信号的电压幅度可以除以系统增益。然后在步骤96输出确定的电压值36，该电压值可以通过用户界面显示器呈现给临床医生，存储在患者4的病历中，等等。
在某些实施方案中，确定电容电极Ce的电容值也可能是有益的或者甚至是要求的。例如，如果放大器单元20使得增益对于载波信号和生理信号不相同—例如，增益行为在高频下与低频不同—则可能需要确定电容电极Ce的电容，以便准确地描绘生理信号。
图4C描绘了这种方法的一个示例。在步骤100确定预期幅度，该幅度是仅由放大器单元20引起的载波信号的幅度—即，如果电容电极Ce在系统中没有提供衰减或增益变化。因此，预期幅度要求放大器单元20的增益是已知的，即已知放大器增益21。因此，预期幅度被确定为载波幅度14乘以已知放大器增益21。然后，在步骤102，将载波频率部分的输出幅度(例如，在步骤86计算的)与预期幅度进行比较。然后在步骤104基于该比较确定衰减量。也就是说，该比较允许确定归因于电容电极Ce的增益量，该增益量可能是负增益或衰减。
然后在步骤106确定电容电极Ce的电容。这需要知道信号发生器10中高通滤波器的滤波器电容17，在所描绘的实施方案中，该电容是电容器Cc的电容。如果滤波器电容是已知的，则可以基于分压方程来确定电容电极Ce的电容。也就是说，电容电极Ce的电容可以计算为：
Figure BDA0002158394930000111
其中，Vin是是载波信号的电压或载波幅度，并且Vout是放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度。Cf是滤波器电容17，它与电容电极Ce一起形成分压器。在所描绘的实施方案中，滤波器电容Cf是电容器Cc的值。
在某些实施方案中，电容电极Ce的电容还可以用于确定电容电极Ce是否正在向患者4提供足够的连接，以允许获得临床质量信号。如果与患者4的连接太弱，诸如如果电容太高，那么生理信号将不能与电容电极Ce处记录的噪声充分辨别。因此，可以在步骤108执行步骤，以确定电容电极Ce是否正在向患者4提供足够的连接，从而可以从患者4记录高质量的生理信号。例如，系统可以确定电容电极Ce的电容是否太小，诸如低于预定的电容水平。在这样的实施方案中，然后可以向临床医生或其他操作者提供由于过量噪声而不能从电容电极Ce获得生理信号的通知。
该书面描述使用示例来公开本发明，包括最佳模式，并且还使得本领域技术人员能够执行和使用本发明。为了简洁、清楚和易于理解而使用了某些术语。除了现有技术的要求之外，不应从中推断出不必要的限制，因为此类术语仅用于描述目的并且旨在被广义地理解。本发明的专利范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果这些其他示例具有与权利要求的字面语言没有不同的特征或结构元件，或者如果它们包括与权利要求的字面语言无实质差别的等效特征或结构元件，则这些其他示例旨在在权利要求的范围内。

Claims (20)

1.一种患者监测系统，包括：
电容电极，所述电容电极能够连接到患者以检测输出信号；
信号发生器单元，所述信号发生器单元将载波信号发送到所述电容电极，所述载波信号具有载波频率和载波幅度；
放大器单元，所述放大器单元放大由所述电容电极检测到的所述输出信号以生成放大的输出信号；
增益确定模块，所述增益确定模块：
确定所述放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度；
基于所述输出幅度和所述载波幅度之间的比较来确定系统增益；
电压确定模块，所述电压确定模块：
对所述输出信号进行滤波以隔离从所述患者检测到的生理信号；并且
基于所述系统增益确定所述生理信号的电压。
2.根据权利要求1所述的患者监测系统，其中，所述生理信号的所述电压通过将所述生理信号的幅度除以所述系统增益来确定。
3.根据权利要求1所述的患者监测系统，其中，所述放大器单元：
将已知放大器增益应用于所述输出信号，并且其中，所述增益确定模块通过将所述载波幅度乘以所述已知放大器增益来确定预期幅度；
通过将所述输出幅度与所述预期幅度进行比较，确定由于所述电容电极引起的所述载波幅度的衰减量；并且
基于所述衰减量确定所述电容电极和所述患者之间的电极电容。
4.根据权利要求3所述的患者监测系统，其中，信号发生器单元包括滤波器，以在将所述载波信号发送到所述电容电极之前从所述载波信号中去除低频。
5.根据权利要求4所述的患者监测系统，其中，所述增益确定模块基于所述滤波器的已知滤波器电容来确定所述电极电容。
6.根据权利要求1所述的患者监测系统，其中，所述电压确定模块用截止频率为150Hz或更低的低通滤波器来对所述输出信号进行滤波。
7.根据权利要求6所述的患者监测系统，其中，所述载波频率大于150Hz。
8.根据权利要求1所述的患者监测系统，其中，所述载波频率为至少1kHz。
9.根据权利要求1所述的患者监测系统，其中，所述载波频率为至少50kHz。
10.根据权利要求1所述的患者监测系统，其中，通过在预定间隔生成所述载波信号，以在所述间隔确定所述系统增益。
11.一种使用至少一个电容电极进行患者监测的方法，所述方法包括：
生成在载波频率和载波幅度下的载波信号；
将所述载波信号发送到附接到患者的电容电极；
从所述电容电极接收输出信号；
放大所述输出信号以产生放大的输出信号；
确定所述放大的输出信号的载波频率部分的输出幅度；
将所述载波幅度与所述输出幅度进行比较，以确定系统增益；
对所述输出信号进行滤波以隔离所述患者的生理信号；以及
基于所述系统增益确定所述生理信号的电压。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述生理信号的所述电压通过将所述生理信号的幅度除以所述系统增益来确定。
13.根据权利要求11所述的方法，其中，放大所述输出信号包括将已知放大器增益应用于所述输出信号，并且还包括：
通过将所述载波幅度乘以所述已知放大器增益来确定预期幅度；
通过将所述输出幅度与所述预期幅度进行比较，确定由于所述电容电极引起的所述载波幅度的衰减量；并且
基于所述衰减量确定所述电容电极和所述患者之间的电极电容。
14.根据权利要求13所述的方法，还包括在将所述载波信号发送到所述电容电极之前用高通滤波器对所述载波信号进行滤波，其中，所述高通滤波器至少去除低于150Hz的频率。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述电极电容基于所述高通滤波器的已知滤波器电容来确定。
16.根据权利要求11所述的方法，其中，对所述输出信号进行滤波以隔离所述生理信号的步骤包括用截止频率为150Hz的低通滤波器对所述输出信号进行滤波。
17.根据权利要求11所述的方法，其中，所述载波频率大于150Hz。
18.根据权利要求11所述的方法，其中，所述载波频率为至少1kHz。
19.根据权利要求11所述的方法，其中，所述载波频率为至少50kHz。
20.根据权利要求11所述的方法，其中，在预定间隔确定所述系统增益，并且在所述间隔生成所述载波信号。
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Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10686715B2 (en) 2018-05-09 2020-06-16 Biosig Technologies, Inc. Apparatus and methods for removing a large-signal voltage offset from a biomedical signal
CN112969111B (zh) * 2021-05-17 2021-08-03 深圳市迅特通信技术股份有限公司 一种用于光模块的oam解调电路及光模块
CN115281684A (zh) * 2022-08-04 2022-11-04 长沙兆兴博拓科技有限公司 用于心电智能测量的pcba组件

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4919145A (en) * 1988-07-13 1990-04-24 Physio-Control Corporation Method and apparatus for sensing lead and transthoracic impedances
CN1559344A (zh) * 2004-02-16 2005-01-05 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于阻抗变化原理的人体呼吸波监控方法和装置
WO2011007292A1 (en) * 2009-07-13 2011-01-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Electro-physiological measurement with reduced motion artifacts
CN102283646A (zh) * 2010-06-17 2011-12-21 通用电气公司 用于获取ecg信号的ecg前端和方法
CN102525454A (zh) * 2010-12-20 2012-07-04 通用电气公司 基于电阻抗测量来确定生理参数的系统和方法
CN103230270A (zh) * 2013-05-15 2013-08-07 中南大学 一种用于检测汽车驾驶员心电信号的电容电极
WO2015075692A1 (en) * 2013-11-25 2015-05-28 Koninklijke Philips N.V. Electrocardiography monitoring system and method
WO2016044933A1 (en) * 2014-09-23 2016-03-31 Rr Sequences Inc. Contactless electric cardiogram system
CN205338955U (zh) * 2015-12-29 2016-06-29 深圳市卡迪赛克科技有限公司 一种生理信号的监测系统
CN105727445A (zh) * 2010-12-16 2016-07-06 佐尔医药公司 可穿戴医疗设备和用于可穿戴医疗设备的附属套件

Family Cites Families (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6496705B1 (en) 2000-04-18 2002-12-17 Motorola Inc. Programmable wireless electrode system for medical monitoring
WO2001089362A2 (en) 2000-05-19 2001-11-29 Welch Allyn Protocol Inc. Patient monitoring system
US6377845B1 (en) 2000-07-25 2002-04-23 Datascope Investment Corp. Method and device for sensing impedance respiration
CN100337582C (zh) 2001-02-14 2007-09-19 德雷格医疗系统公司 监视来自患者的生理信号的系统
US7043959B2 (en) 2001-06-07 2006-05-16 Advantest Corporation Method for calibrating semiconductor test instrument
US6741886B2 (en) * 2001-10-25 2004-05-25 Cardiac Pacemakers, Inc. ECG system with minute ventilation detector
DE112004002615B4 (de) 2004-01-09 2008-10-16 Advantest Corp. Verfahren zur Kalibrierung eines Zeitsteuertakts
US7710965B2 (en) 2004-11-23 2010-05-04 Broadlogic Network Technologies Inc. Method and system for multi-program clock recovery and timestamp correction
EP2392258B1 (en) 2005-04-28 2014-10-08 Proteus Digital Health, Inc. Pharma-informatics system
WO2006120600A1 (en) 2005-05-06 2006-11-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Wireless medical monitoring device
RU2417738C2 (ru) 2005-08-08 2011-05-10 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Способ и устройство для измерения и передачи физиологических параметров
US7340294B2 (en) * 2005-08-11 2008-03-04 The General Electric Company Impedance measurement apparatus for assessment of biomedical electrode interface quality
US8323189B2 (en) 2006-05-12 2012-12-04 Bao Tran Health monitoring appliance
US9615744B2 (en) * 2007-01-31 2017-04-11 Medtronic, Inc. Chopper-stabilized instrumentation amplifier for impedance measurement
KR101625359B1 (ko) 2008-06-18 2016-06-13 코닌클리케 필립스 엔.브이. 유비쿼터스 환자 모니터링을 위한 개인 보안 관리자
US20090318818A1 (en) 2008-06-20 2009-12-24 Welch Allyn, Inc. Blood pressure monitoring system
WO2010077851A2 (en) 2008-12-15 2010-07-08 Corventis, Inc. Patient monitoring systems and methods
WO2010131267A1 (en) * 2009-05-15 2010-11-18 Nox Medical System and methods using flexible capacitive electrodes for measuring biosignals
US8364250B2 (en) 2009-09-15 2013-01-29 Sotera Wireless, Inc. Body-worn vital sign monitor
WO2011109515A2 (en) 2010-03-03 2011-09-09 Monica Ann Volker Electrocardiogram monitoring devices
CN102845090B (zh) 2010-04-13 2016-07-06 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有基于密钥的频谱使用状况控制的医学人体区域网（mban）
JP5661563B2 (ja) 2010-09-21 2015-01-28 日本光電工業株式会社 医用テレメータシステムおよび医用テレメータ
EP2648609B1 (en) * 2010-12-09 2018-05-30 Zoll Medical Corporation Electrode with redundant impedance reduction
AT510914B1 (de) 2011-01-03 2012-10-15 Lang Leonh Medizinische elektrode mit gedruckter zuleitung und verfahren zu ihrer herstellung
EP2681952B1 (en) 2011-03-01 2019-02-13 Koninklijke Philips N.V. Backhaul link assisted indoor spectrum use enforcement solution for mban services
CA2843806C (en) * 2011-07-20 2017-08-22 Respiratory Motion, Inc. Impedance measuring devices and methods for emergency cardiovascular care
US20130109927A1 (en) 2011-10-28 2013-05-02 Mindray Ds Usa, Inc. Systems and methods for remote patient monitoring
US9801564B2 (en) * 2012-02-29 2017-10-31 General Electric Company System and method for determining physiological parameters based on electrical impedance measurements
WO2014027273A1 (en) 2012-08-16 2014-02-20 Koninklijke Philips N.V. Connected patient monitoring system and method to provide patient-centric intelligent monitoring services
US20140187883A1 (en) 2012-12-28 2014-07-03 Covidient LP Systems and methods for ensemble averaging in pulse oximetry
US9037221B2 (en) 2013-01-16 2015-05-19 University Of Rochester Non-contact electrocardiogram system
WO2015051280A1 (en) * 2013-10-03 2015-04-09 University Of Washington Through Its Center For Commercialization Apparatuses and methods for classification of electrocardiogram signals during cardiopulmonary resuscitation
US10219698B2 (en) 2013-10-29 2019-03-05 General Electric Company Acquisition sample clock synchronization leveraging a global clocking mechanism in a distributed physiological sensing system

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4919145A (en) * 1988-07-13 1990-04-24 Physio-Control Corporation Method and apparatus for sensing lead and transthoracic impedances
CN1559344A (zh) * 2004-02-16 2005-01-05 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 基于阻抗变化原理的人体呼吸波监控方法和装置
WO2011007292A1 (en) * 2009-07-13 2011-01-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Electro-physiological measurement with reduced motion artifacts
CN102283646A (zh) * 2010-06-17 2011-12-21 通用电气公司 用于获取ecg信号的ecg前端和方法
CN105727445A (zh) * 2010-12-16 2016-07-06 佐尔医药公司 可穿戴医疗设备和用于可穿戴医疗设备的附属套件
CN102525454A (zh) * 2010-12-20 2012-07-04 通用电气公司 基于电阻抗测量来确定生理参数的系统和方法
CN103230270A (zh) * 2013-05-15 2013-08-07 中南大学 一种用于检测汽车驾驶员心电信号的电容电极
WO2015075692A1 (en) * 2013-11-25 2015-05-28 Koninklijke Philips N.V. Electrocardiography monitoring system and method
WO2016044933A1 (en) * 2014-09-23 2016-03-31 Rr Sequences Inc. Contactless electric cardiogram system
CN205338955U (zh) * 2015-12-29 2016-06-29 深圳市卡迪赛克科技有限公司 一种生理信号的监测系统

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Simple two-electrode biosignal amplifier;Dobrev D, 等;《Medical and Biological Engineering and Computing》;20051231;第43卷;全文 *
基于电容耦合的非接触式心电监测技术研究;高山，等;《生物医学工程学杂志》;20150630;第32卷(第3期);全文 *

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