用於確定呼吸頻率的方法和裝置的製作方法

2023-07-26 23:16:16

專利名稱：：用於確定呼吸頻率的方法和裝置的製作方法用於確定呼吸頻率的方法和裝置本發明涉及一種用於確定患者的呼吸頻率的方法和裝置，它們用於以測量技未監視患者的呼吸行為。對此，已經公開了多種不同的方法，以便從患者的不同生理學測量信號中提取關於呼吸行為的信息。於是可能的是，藉助以下方法來推導和監視患者的呼吸行為—通過由於胸腔的呼吸運動而引起的生物阻抗的改變，阻抗—體積描記法(IP),-基於心率變異信號，因為由於呼吸性竇性心率不齊，在心率中包含關於呼吸行為的信息，-基於容積血流JiN"波的光電測量，光電體積描記法(PPG)，其包含由於呼吸引起的血壓波動產生的附加信號成分，-基於由於心臟活動引起的在身體表面的電勢差，所謂的心電圖(EKG)，-基於動脈中的#波的脈搏波傳播時間(PTT)，因為血壓的波動具有呼吸引起的成分，並且心臟收縮的血壓幾乎線性地與,波傳播與時間相關。然而，基於這些方法對呼吸頻率的測量受到多種幹擾信號影響。在此已表明的是，由於幹擾信號的複雜性幾乎不可能對單個信號的品質進fr^價。這主凍基於以下三個原因*原因1-間接測量例如從EKG信號和PPG信號提取呼吸信息是對呼吸行為的間接測量並且由此總是易受幹擾。*原因2-所提取的呼吸信號的不同形狀由實驗室數據和臨床數據的分析得到，在所提取的呼吸信號中的呼吸行為的形狀與個體有關並且也隨著時間而改變，參見圖1。因此，不能簡單地確定所提取的呼吸信號一定好於其他信號。*原因3-非自然信號所提取的呼吸信號會不同地受到非自然信號的影響，這些非自然信號可能由不同的方法產生或者例如可能由於患者的移動或者由於其他生理過程而形成。為了改進測量精度，因此由US2005/0027205乂>開了將多個從不同測量方法中獲得的呼吸頻率進行平均。在此，使用阻抗—體積描記法(IP)和光電體積描記法(PPG)作為方法，它們都與運動有關。為了消除由於患者運動引起的非自然信號，使用了特殊的數學模型來確定診斷值，該模型對於兩個測量通道分別獨立地作出預測。預測分別僅儀基於相應通道的以前的測量值以及如下因素該因素總體上考慮頻率中的通常偏差，即每個通道的輸出信號被平滑和外推。現在，所測量的頻率被與預測的值比較，並且通過該差來確定頻率平均的權重。然而，加;M^此僅儀基於與相應測量通道的模型的差。因此，這種方式的前^A,模型比測量更好地描述實際情況，因為並未進行從測量結果到模型結構的反饋。由此，只能暫時地使譬如由於患者移動而形成的幹擾衰減，而並不能消除持久的或者系統的幹擾影響。特別地，由於生理幹擾因素例如Mayer波引起的誤差由此被延遲地接收並且此外明顯地歪曲通過這種系統確定的呼吸頻率。此外，通過診斷模型的計算是昂貴且複雜的。因此本發明的任務是，提出一種改進的方法用於確定患者的呼吸頻率，該方法以簡單的方式和方法提高了確定的呼吸頻率的可靠性並且特別是也可以消除生理的幹擾因素。根據本發明，該任務由根據權利要求1的用於確定患者的呼吸頻率的方法來解決。這種方法包括如下步驟通過至少兩種不同的方法確定至少兩個與時間相關的呼吸信號s,《)(i'-l，2,...)，確定從所述至少兩個與時間相關的呼吸信號s,(O(/-1，2，...)得到的相應的瞬時呼吸頻率/</1)(/=1,2，…)，以及通過呼吸頻率力(M)(/=1，2，…)的加權平均來確定平均的呼吸頻率f(n)。在該平均中，各個呼吸頻率乂(/1)(—1，2，...)的權重1,2，...)取決於相應的呼吸頻率/<")(/=1，2，…)和估計值乂(")之間的差，其中該估計值基於至少兩個呼吸信號&")(/=1，2，...)來確定。於是，加權不再針對每個通道分離地進行，而是基於相應呼吸頻率力(")(/=1，2,…)與診斷值的差，其中該診斷值基於來自多個通道的數據而確定。因為幹擾通常不同地作用到不同的與時間相關的呼吸信號&仍(/=1，2，...)上，並且由此也作用到從中確定的呼吸頻率/;(")(/=1,2，...)上，所以通過這種加權可以抑制幹擾信號和在各個呼吸信號中的誤差。如果幹擾僅僅存在於呼吸信號中並且由此僅僅存在於呼吸頻率中，則在該呼吸頻率和估計值fs之間的差較大，這在平均的情況下又導致該呼吸頻率的小的權重。由此，得到對各個通道的加權的反饋，通過該反饋也可以消除系統的或者持久的幹擾影響。特別地，於是可能消除生理幹擾因素例如Mayer波的影響，有利的是，在此估計值乂(")基於以前已經確定的平均呼吸頻率/("-l)來確定.特別地，於是可以+利地從在相應的通道上測量的當前呼吸頻率1,2，...)和最後確定的平均值A"-1)之間的差來確定權重。如果該差大，則所涉及的通道與小的權重關聯，反之亦然。這樣，各個值的偏差始終與整個系統有關，使得通過整個系統的系統結構的反饋也可以消除系統誤差。此外有利的是，估計值/5特別是為了初始化而通過來自至少兩個與時間相關的呼吸信號&")(/=1,2，...)中的頻率信息的組合或者通過形成當前呼吸頻率力(")(卜l,2，…)的平均值來確定。因為'^在開始時不存在來自以前測量的可靠的估計值，所以可以適用當前測量值的(通常未加權的)平均值或者通過頻率信息的組合來提供估計值。使用頻率信息在此在計算上花費較大，然而對此提供了更為準確的結果。這對於初始化是特別有利的，然而當在運行期間由於強烈的千擾而無法以其他方式確定值時這也可以被使用。有利的是，從所測量的生理信號中確定至少兩個與時間相關的呼吸信號s,")(/-1，2，…)。在此，與時間相關的呼吸信號&《)(/-1，2，…)可以通過不同的方法從一個或多個所測量的生理信號來確定，這提高了最終結果的可靠性。在此，所測量的生理信號有利地形成以下信號的選擇-生物阻抗信號，-心率變異信號，-光電體積描記法信號(PPG信號)，-EKG的源統計信號，-糾波傳播時間信號(PTT信號)。這樣得到多個不同的生理信號，這些信號可以被測量並且用於確定與時間相關的呼吸信號&《)(/-1，2，...)。有利的是，在此通過帶通濾波器從所測量的生理信號中確定至少兩個與時間相關的呼吸信號^)(卜1，2，…)。因為生理信號通常不僅包含呼吸行為的信息，而且也包含其他的例如心率的信息，所以可以通過帶通濾波器將這些不希望的的信息濾除，使得由生理信號得到與時間相關的呼吸信號柳(/=1，2,…)。在此，帶通濾波器有利地讓大約0.12Hz到0.42Hz範圍中的頻率通過，而其他的位於呼吸頻率的該範圍之夕卜的頻率被帶通濾波器抑制。有利的是，根據本發明的方法還包括如下步驟通過對與時間相關的呼吸信號&《)(/=1，2，...)的極大值的時間係數4UA:)進行確定來從與時間相關的呼吸信號&《)(/=1，2，...)確定瞬時的呼吸頻率/夥)。於是，可以從與時間相關的呼吸信號&(0(/=1，2，...)通過確定該信號的極大值或者通過確定極大值的時間係數來以筒單的方式和方法確定呼吸頻率。有利的是，在此通過確定與時間相關的呼吸信號的相鄰極大值之間的時間間隔tmax(k)-f,W-l)來確定瞬時的呼吸頻率。在與時間相關的呼吸信號的兩個彼此相繼的極大值之間的時間間隔在此與瞬時的呼吸頻率/夥)成反比。有利的是，從三個呼吸信號確定瞬時的呼吸頻率/U挑)、乂卿(")、A(左)。有利的是，在此進行時間係數附、w和A的一致性^r驗。對此，時間係數必須位於預先給定的時間窗中。對於時間窗，例如可以4吏用當前呼吸周期的50%。此外，本發明還包括一種方法，其中進行呼吸頻率力(")(/=1，2,…)的一致性檢驗。於是可以識別有誤差的信號並且在確定呼吸頻率f時進行抑制。有利的是，這在上面所描述的方法中在呼吸頻率力(")(/=1，2，…)的加權平均之前進行。然而對於本領域技術人員而言，明顯的是，這種一致性;)^驗與具體的平均無關而非常有利。有利的是，一致性檢M過呼吸頻率力(")(/=1，2，…)彼此的比較來進行。這能夠以簡單的方式和方法來實現檢驗各個呼吸頻率乂(")(/=1，2，...)的一致性，4吏得將不一致的值清理掉，並且可以從這些差確定信號的質量。在一致性檢驗中發現不同的呼吸頻率/(")(/=1，2，…)之間越一致，則信號品質評價為越高。此外有利的是，相應的呼吸頻率力(w)(/=1，2，...)之間的差與允許的容差A進行比較。這樣在一致性檢驗時忽略了小的偏差，而大的偏差顯示出呼吸頻率乂(")(/=1，2，…)的各個值之間的不一致性。驗的呼吸頻率被用於呼吸頻率/"(")(/=1，2，...)的加權平均。這樣，誤差可以從開始就被抑制並且不再影響最終結果。此外，可以從通過一致性檢驗的呼吸頻率的數目來評價信號品質。此外有利的是，本發明還包括一種方法，其中信號品質特別是如上面所描述的那樣通過一致性檢驗來確定並且必要時進行顯示。對於本領域技術人員而言，在此明顯的是，這種對信號品質的確定提供了重要的信息來判斷測量結果，並且也與上面描述的方法特徵無關地而非常有利。此外，本發明還包括一種方法，其具有以下步驟通過在頻率空間中將至少兩個與時間相關的呼吸信號&")(/=1，2，...)進行變換來產生至少兩個頻率信號ft;w(f=1，2，…)，以及通過將頻率信號/7X/)(《-1，2，…)組合來確定頻率信號F7X/),其中呼吸頻率f基於頻率信號/t(/)來確定。與時間相關的呼成度號&(0(/=1，2，...)在頻率空間中的變換在此可以通過傅立葉變換來進行，並且有利地通過快速傅立葉變換(fft)來進行。這樣得到不同的呼吸信號的頻譜，這些頻鐠於是可以用於確定頻率信號F2X/)。這也能夠實現簡單和可靠地抑制在最終結果中的幹擾信號和誤差。在此，對於本領域技術人員而言明顯的是，該方法是與上面描述的時間空間中的平均無關的方法，然而該方法也可以有利地例如為了初始化加權的平均或者為了在強烈千擾的情況下進行抑制而被結合。有利的是，在結合頻率信號時，頻率信號/t(/)在此通過將頻率信號/t,{/)(/=l，2，...)求平均來確定。有利的是，在此計算幾何平均值。現在有利地通過頻率信號F7X/)的峰值檢測來確定呼吸頻率/，使得可以直接從頻率信號導出平均的呼吸頻率/,而可替選地，呼吸頻率f也可以通過頻率信號F7X/)的逆變換以;Sjit得到的信號W)進行分析來確定。該分析於是如上面已經描述的那樣通過確定信號s(/)的極大值來進行，由此，有兩種簡單的方法可儉使用，以便從頻率信號Fr(/)確定呼吸頻率/,此外有利的是，在根據本發明的方法中從PPG信號和EKG信號來獲得至少兩個與時間相關的呼吸信號&")(/=1，2，...)。這兩種信號包含多個關於呼p及頻率的信息，並且於是形成可靠的基礎用於通過不同的方法來確定所述至少兩個與時間相關的呼吸信號s賴(,'-l，2,...).9有利的是,根據本發明的方法的所述至少兩個與時間相關的呼吸信號s,(0(f-l，2，...)形成對以下信號的選擇-從心率確定的呼吸信號-從PPG信號確定的呼吸信號5WW)，-從PTT信號確定的呼吸信號&，77(0，-從EKG信號的峰度確定的呼吸信號5W^)。所有這些呼吸信號於是可以被分析並且用於確定患者的呼吸頻率/。有利的是，在此在根據本發明的方法中使用所有四個呼吸信號，以便實現結果的儘可能高的可靠性和精度。特別地，在使用一致性抬r驗和確定信號品質的情況下，在此大量的呼吸信號;i有利的。此夕卜，本發明還包括一種用於藉助上面所描述的方法之一來確定患者的呼吸頻率的裝置。由此，明顯得到如已經藉助方法所展示的相同的優點。在此，這種裝置特別是包括用於測量生理信號的傳感器，從這些信號可以確定所述至少兩個與時間相關的呼吸信號，以及包括一種用於翁:據處理的裝置，該數據處理被實施為使得其執行根據本發明的方法，此外有利的是，本發明還包括一種用於確定患者的呼吸頻率的裝置，特別是用於執行根據本發明的方法的裝置，其具有獨立的傳感器單元用於測量生理信號，從這些信號可以確定所述至少兩個與時間相關的呼吸信號；以及具有計算單元用於分析從傳感器單元傳輸的數據。由於所述用於確定患者的呼吸頻率的方法的至少大部分並不在傳感器單元中而是在計算單元中執行，所以傳感器單元的對執行在傳感器單元中執行的方法步驟所需的計算能力不必太大地i殳計，這能夠實現成本^fMb並且節省位置的結構。通過獨立的傳感器單元，可能對根據本發明的裝置進行特別簡單的操作，其中尤其是在使用根據本發明的方法中得到特別的優點。然而對於本領域技術人員而言至少明顯的是，同樣得到在使用根據現有技術的方法中的優點。此外有利的是，由傳感器單元產生的數據被以無線方式傳輸給計算單元。由此，無需複雜的布線，這又提高了根據本發明的裝置的用戶友好性以及操作可靠性。此外有利的是，傳感器單元固定在患者的手腕上。這樣例如實施為臂帶設備的傳感器單元能夠實現特別筒單的操作，這對於患者而言負擔也較小。為了數據傳輸，在此可以使用任何已知類型的無線傳輸，其中特別是數據的無線電傳輸是有利的。在此，數據由傳感器單元傳輸給計算單元，該計算單元例如設置在用於處理或者用於監視患者的設備中。在傳感器單元中，已經可以執行用於確定呼吸頻率的方法的一部分，使得被進一步處理的數據被傳iH^計算單元。這樣，雖然必須在傳感器單元中提供一定的計算能力，然而為此要被傳感器單元向計算單元傳輸的數據量更小，使得從傳感器單元向計算單元的數據傳輸裝置可以不那麼費亊地設計。特別地，在使用無線傳輸的情況下，這具有明顯的優點。有利的是,在此在傳感器單元中從生理信號確定至少兩個與時間相關的呼吸信號，並且隨後向計算單元傳送。藉助帶通的分析以及隨後的根據本發明的方法的步驟隨後通過計算單元的電子設備來進行。當然也可能的是，在傳感器單元中執行根據本發明的方法的其他步驟,然而其中在此要注意的是，對於進一步的分析需要一定的計算能力(處理器能力)，使得昂貴的硬體優選不是設置在傳感器單元中，而是設置在計算單元中。然而，接口原則上可以任意選擇。此外，有利的是，根據本發明的裝置具有用於測量EKG信號和PPG信號的傳感器。從這兩種生理信號可以確定根據本發明的方法的所述至少兩個與時間相關的呼吸信號，其中各信號中的可能的誤差可以通過根據本發明的平均來消除。此外有利的是，在此由EKG信號和PPG信號來確定心率、脈浮幅度和J3^波傳播時間。由此，有三個不同的與時間相關的呼吸信號可用，通過根據本發明的對它們的平均也可以消除輸出信號中的系統誤差。有利的是，在此計算單元是醫療設備的一部分，特別是用於體外血處理的醫療設備如透析器、血液過濾器或者血液透析過濾器的一部分。當然，數據傳輸和其他的根據本發明的對數據的分析也可以結合其他任意醫療設備來進行。可替選地，根據本發明的裝置的計算單元也可以是例如醫院或者透析診所的計算機網絡的一部分。這樣的優點是，可以將用於分析從傳感器單元傳輸的數據的昂貴的硬體設置在醫院或者透析診所的計算機網絡中。現在藉助附圖進一步描述本發明。其中圖1示出了四種提取的呼吸信號以及藉助熱敏電阻測量的呼吸信號，圖2示出了四種提取的呼吸信號的頻鐠、四種頻譜的幾何平均值以及熱敏電阻信號的頻鐠，圖3示出了根據本發明的方法組合的一個實施例的結構，圖4示出了作為參考的、藉助熱敏電阻測量的呼吸信號以及三種4^取的呼吸信號，以及圖5示出了與來自熱敏電阻信號中的呼吸頻率相比，從各通道確定的呼吸頻率以及根據本發明的A^且合中確定的呼吸頻率a在現有技術中，除了通過熱敏電阻直接監視呼吸之外(該熱敏電阻被患者認為非常礙事)，還公開了以下方法用於間接的呼_視一通過生物阻抗測量的呼:視1在吸氣時，胸脯擴展並且阻抗升高。在呼氣時，胸脯收縮並且阻抗降低。如果恆定的電流被引導通過胸部，則可以通過兩個EKG電極來測量與呼吸有關的電壓。-基於心率變異信號的呼吸行為[2-基於光電體積描記法信號(PPG信號)的呼吸行為[3-基於EKG的源統計的呼吸行為4—基於^#波傳播時間的呼吸行為[5在本發明的實施例中，現在通過組合已知的方法在時域和頻域上實現了從EKG信號和PPG信號提取的呼吸信息的改進的可靠性。2.生理^下面將從生理方面闡述為何EKG和PPG信號包含關於呼吸的信息.2.1竇性心率不齊(RSA)一心率與呼吸的相關稱為竇性心率不齊。-在吸氣期間心率增大-在呼氣期間心率減小-RSA尤其通過迷走神經的交替活動來傳達。這樣，可以通過阿託品或者H走神經切斷術來中斷竇性心率不齊。-對與呼吸相關的心率變異性的影響例如肺部的、脈管的和心臟的牽張感受器以及在腦幹中的呼吸中樞，在呼吸循環的相應階段中的不同的壓力反射過敏。—由於吸氣的迷走神經抑制，產生具有與呼吸相同頻率的心率波動。-吸氣抑制主要通過髓質吸氣中M髄質心血管中樞的影響來引起。-此外，外圍反射由於血液動力學改變和胸部牽張感受器而是可靠的。-相應地，也公開了具有相同頻率的血壓的波動(Traube-Hering波)。除了呼吸性竇性心率不齊之外，心率的其他周期性波動是由於壓力感受器反射和體溫調節引起的心率變化。-所謂的心率10秒律動通過壓力反射循環(Baroreflex-Schleife)的血管收縮部分的自振蕩引起。一這些固有的振蕩由負的壓力^gJi^饋系統得到，並且伴隨有血壓的同步波動(Mayer波)。-這些波動的頻率通過系統的時延來確定，該時延在交感緊張(Sympa仇ikatonus)升高時增大，並且在交感神經系統阻滯(Sympha仇ikusblockaden)或者副交感神經系統阻滯(Parasympha也ikusblockaden)的'清況下降4氐。—外周血管阻力顯示出具有低頻的固有振蕩。-這些波動可以通過熱的皮膚刺激來引起，並且由此視為對皮膚的血流的在體溫調節上不可避免的變化的反應。-外周阻力的這些周期性變化伴隨有血壓和心率的振蕩。2.2呼吸引起的血壓中的波動根據呼吸，血壓圍繞平均值波動。猜測呼吸對血壓的;Wfe作用為原因。Mayer發現了其他的血壓振蕩，這些振蕩的頻率低於呼吸的頻率。這些振蕩由於大約10秒到20秒(0.1Hz)的周期的外周血管緊張的變化而出現，並且稱為"Mayer波"。生理的血壓變化被劃分為I級、II級和III級I級通過心臟收縮和心臟舒張引起的變化，II級與呼吸有關的變化，以及III級Mayer波(0.1Hz)。此外已知了更低頻率(<0.04Hz)的血壓波動。在下表中總結了血壓中的波動及其相應原因:表l:血壓中的律動及可能原因tableseeoriginaldocumentpage143.從PPG和EKG中提取呼吸行為3.1來自心率信號的呼吸行為由於呼吸性竇性心率不齊，EKG和PPG信號通過呼吸來頻率調製。據此，PPG信號通過下式來給出，m(/)=，d其中WHerz是心率，而S(COr柳.0是具有呼吸頻率(0Res/>的呼吸信號。通過呼吸的頻率調製可以被解調，其方式是首先基於"逐拍(beat-to-beat)"由EKG信號或者PPG信號確定瞬時心率。隨後，藉助0.12Hz-0.42Hz的帶通濾波器來提取心率變異信號以及由此提取時間的呼吸信號S/fflW。3.2來自PPG信號的呼吸行為由於呼吸引起的血壓的波動，呼吸行為以附加信號成分的形式t到PPG信號中。呼吸律動反映在PPG信號中，並且通過下式表示m(,)=乂力力+*鵬'如r叫力其中k鵬是PPG信號中s(Wr柳O的附加特徵。為了獲取附加呼吸信號，可以首先通過"逐拍"地確定PPG信號中的局部極大值或極小值來形成PPG信號的包絡線，並且l^藉助帶通濾波器來^取時間的呼吸信號S/w(0。3.3來自PPT信號的呼吸行為因為一方面血壓中的波動具有呼吸引起的成分，並且另一方面心臟收縮血壓幾乎線性地與PPT相關，所以在PPT中也包含呼吸信息。這使得PPT具有附加的呼吸成分。因此，PPT信號可以通過下式來i兌明，其中戶i^BP(t)表示PPT中的心臟收縮的血壓引起的成分，而Aptt表示PTT信號中的s(coRes;)t)的附加特徵的強度。藉助帶通濾波器可以從PTT信號中提取呼吸行為。3.4來自EKG的峰度的呼吸行為如下假設形成了該方法的基礎電信號從心臟通過胸腔直到皮膚表面的傳輸路徑可以被視為線性的時變系統，該系統的特性通過身體的狀態來預先給定.系統的特性在此是胸腔的阻抗，該阻抗通過呼吸而改變。該系統的這些時間變化應當通過峰度而變得可見。峰度值根據下式計算用於藉助峰度方法從EKG中拔_取呼吸律動的方式可以分為以下步1.去除EKG信號中的基線漂移，2.找出R尖端在兩個彼此相繼的R尖端之間的EKG信號分布形成間隙，3.峰度計算對於每個限定的間隔，根據上面給出的公式計算峰度，並且與關聯的時刻一同存儲，4.形成關於所計算的峰JL值的包絡線，5.時間的呼吸信號S;uUt)通過藉助帶通濾波器對包絡線的濾波而形成。4.方法組合如開頭已經提及的那樣，在血壓中以及在心率中特徵不仗在於呼吸律動，而Jii有其他的幹擾律動例如Mayer波和由於血管緊張以及體溫調節引起的波動，這些幹擾律動在O.OHz~0.15Hz的頻率範圍中。因為這種幹擾律動部分地與呼吸律動在頻域中交疊，所以它們也可以存在於從PPG和EKG中提取的呼吸信號中。由此，可能歪曲呼吸測量。由於傳輸路徑的複雜性和不同，幹擾律動在提取的呼吸信號s加議(O、V(O、Sto^)中不同地^l^徵。圖l和圖2在時域和頻域中示出了四種這樣的呼吸信號。此外，信號分析表明，在這四種呼吸信號中的幹擾律動的特徵與個體有關並且是時變的。出於該原因，通常難以判斷所提取的呼吸信號的品質。例如，不能簡單地確定&說一定好於或差於V(O。在時域或頻域中方法組合的基本思想基於上述觀察。其用於提高從EKG和PPG中提取的呼吸信息的可靠性。例如為了能夠組合四種不同的方法，必須首先進行以下兩個步驟-在預先給定的持續時間T上檢測EKG信號和PPG信號，並且基於"逐拍"確定心率/K0、PPG極大值max(O、,波傳播時間P糊和峰度值A"雄)o-藉助0.12Hz~0.42Hz的帶通來對四個信號進行濾波。由此得到四個對應的呼吸信號sUO、sWfl^)、^(0和&力)。4.1時域中的組合4.1.1確定瞬時呼吸頻率—找出局部極大值並且以秒為單位存儲其時間係數一根據下式計算呼吸頻率、_60sec腫u")-"-i)單位為呼吸次勿分鐘一從四個呼吸信號中確定瞬時呼吸頻率從^(,)確定/"")從S附o^)確定/w戰00從VW確定/"/f)從Sfc"rt(0確定/^rt(w)4.1.2通過加權平均的組合對於加權平均，首先將4個測量到的呼吸頻率與當前呼吸頻率的估計值比較，並且計算其與估計值的差。1^根據差來計算權重因子。差越大,則權重因子越小。最後，通it^權形成平均值來確定最終的呼吸頻率。以下將進一步描i^權平均，其中最後的呼吸頻率視為當前呼吸頻率的估計值。l.計算瞬時呼吸頻率與最後的呼吸頻率""-l)的偏差《-[/L(")-/("-i)]2。L-[/"鵬(")-/("-i)f《K")-/("-i)]2《"U")-/("-i)]22.計算權重因子:*-M^3.23.D*=￡《戶3.S一其中2>cr二++《,+《，3.通過根據下式的加權平均來計算當前呼吸頻率/(/i):/(")=幾(")、，+/,(")+力"(").、,+/晌(")'4.初始化，-以固定值例如12次呼*分鐘(成人的正常呼吸頻率)來初始化:_/(0)=12次呼*分鐘-藉助瞬時呼吸頻率的算術平均來初始化—由藉助頻域中確定的呼吸頻率的紐合來得到/(0)。5.表2示出了加權平均的幾個例子表2:加權平均的例子tableseeoriginaldocumentpage184.1.3通過一致性檢驗的組合國"一致法"四種呼吸頻率/U")、/m虹(")、/"w)和A^(w)相互之間在考慮到預先給定的容差情況下檢驗一致性。隨後，根據一致的數量通過算術平均或加權平均從一致的呼吸頻率算出最終的呼吸頻率。存在一致越多，則最終的呼吸頻率越可靠.如下進一步描述一致性檢驗。1.將容差A定義為檢驗呼吸頻率/U")、/pj")和/k,(")的一致性的允許偏差，例如A=2次呼"^/分鐘。容差A可以與以前的測量數據有關。例如，該容差可以與最後的瞬時呼吸頻率和/或平均的呼吸頻率相關。2.根據下式來計算兩個呼吸頻率的偏差vH厶(")-,(")〗才艮據下式來計算一致性因子一致a^-屍l，當Aj^A時不一致fl^產0，當厶;《>厶時由此一共得到6個一致性因子，它們在表3中進行總結:表3:—致性因子/"")/鵬(")力"")/1Aw1"柳如/113.四個呼吸頻率中的至少兩個必須是一致的，以l更能夠確定呼吸頻率。通#權地形成平均值來確定最終的呼吸頻率。4.2頻域中的組合形成幾何平均的頻鐠是頻域中的組合的核心點。由此應當完全或部分消除信號中的幹擾律動。該方法基於如下觀察:一方面幹M動極為不同，並且另一方面呼吸律動在所提取的SaW)、^m(0、V^)和s"W)的呼吸信號中表現為相對一致。在頻域中的方法組合如下進行1.給定的時間間隔上的a，")、s附似(O、v(,)和^"力)的信號通過例如FFT("快速傅立葉變換")被變換到頻率空間中並且隨後被歸一化。由此得到F7U/)、Fr附収(/)、F2^(/)和F7^(/)的對應頻譜。2.如下計算頻鐠的幾何平均值k(/)."鵬(/)^(/)'^L"(/)r43.通過以下方式從屍r附做(/)確定平均的呼吸頻率a)例如J^值檢測或者b)平均頻譜Fr羅"(/)被逆變換到時域中。由此得到時間的呼吸信號s鵬朋(O，該呼吸信號部分地或者完全沒有幹擾律動。從smefl(0可以按照4.1.1部分所描述的方法來確定瞬時呼吸頻率。與時域中的組合相比，頻域中的組合具有的缺點是，必須需要更多的計算開銷和時間開銷。4.3具體的實施例在根據本發明的方法組合的具體實施例中，將來自三個不同通道的信號組合，其中使用了所有三個上面描述的組合方法，即通#權平均的組合、通過一致性檢驗的組合以及通過頻率空間中的平均的組合。該實施例的方案在此可以在圖3中看到。從EKG和PPG中提取呼吸信息1.在預先給定的持續時間T上檢測EKG信號和PPG信號，並且確定以下三個呼吸信號fr(《)或-來自EKG的RR距離或者來自PPG的"峰值至峰值"距離fl附;(O-來自PPG信號的脈搏幅度-來自PPG信號和EKG信號的JiNf波傳播時間2.藉助0.i2Hz0.42Hz的帶通濾波器來對三個信號進行濾波。由此得到&々)-來自心率nt(f)或卯(O的變化的呼吸信號-來自脈搏幅度fl/M/>(0的變化的呼吸信號(0-來自ii^波傳播時間/;雄)的變化的呼吸信號頻域中的組合形成幾何平均的頻鐠是頻域中的組合的核心點。由此，應當完全或者部分消除在所提取的呼吸信號中的幹擾律動，這些幹擾律動在帶通濾波器的頻率範圍(0.12Hz-0.42Hz)內，並且由此不能夠通過濾波器來消除。該方法基於如下觀察一方面幹擾律動板為不同，並且另一方面呼吸律動在所提取的aW)、s，(O和v(O的呼吸信號中表現為相對一致。藉助圖3示例性地針對sUO、s，(O和s"O闡述頻域中的方法組合。該方法糹且合如下i^行1.在給定的時間間隔上的^(《)、s，(0和V(0的信號通過例如FFT("快速傅立葉變換")被變換到頻率空間中並且隨後規一化。由此得到F7U/)、Fr，(/)和Fr-(/)的對應頻譜。2.如下計算頻譜的幾何平均值"瞎"(/)=[盯hr(/)"atnp(/)'fV(/)}"f，)3.通過例如峰值檢測從Fr畫"(/)確定平均的呼吸頻率，或者4.平均頻鐠F7^皿(/)被逆變換到時域中。由此得到時間的呼吸信號S附e朋(《)，該呼吸信號部分地或者完全沒有幹，動'5.從、卿(0可以按照4.1.1部分所描述的方法來確定瞬時呼吸頻率。時域中的組合1.確定瞬時呼吸頻率，單位為呼吸次lfc/分鐘從^(0確定/"附)從s，(O確定/，(")從^(0確定/"A:)2.針對時間係數附、w和A:的一致性抬r驗只要它們屬於呼吸行為或者呼吸，則它們必須位於預先給定的時間窗內。對於時間窗，例如可以使用當前呼吸周期的50%.如果通過檢驗，則呼吸頻率被重新表示為/U")、/,(")和/"")。3.對於/a")、/，p(")和/"w)的呼吸頻率值的一致性檢驗根據下式進行其中y4，5=/^，a附/;，/;ft例如^=2.5次呼^l/分鐘或者溈=15%的最後呼吸頻率才艮據檢驗結果繼續a)不一致CP=0b)—個一致CP=1，例如僅僅針對/鵬"")和/p"")c)兩個一致CP=2，例如針對/，(")和/一")以及/"啤(")和/"w)4.計算權重因子，這些權重因子基於來自組合的最後的呼吸頻率。a)情況l:CP-O不計算權重因子。b)情況2:CP=1formulaseeoriginaldocumentpage22)其中-來自組合的最後有效的呼吸頻率c)情況3:CP=2formulaseeoriginaldocumentpage22(4)5.加權平均a)情況l:CP=0不可能平均=>不輸出呼吸頻率b)情況2:CP=1c)情況3:CP=2/(")='(")+"./，(")+V./p"(")(g)6.初始化-確定呼吸頻率的第一值/(0)*可能性l在通過一致性插，驗的情況下(CP>1),力0)作為一致的呼吸頻率的算術平均值來計算*可能性2在頻域中進行方法組合併且將其中確定的平均呼吸頻率作為肌結果圖4從上向下示出了熱敏電阻信號^e加(t)(參考)、vMJNf波傳播時間提取的Sptt(t)的呼吸信號、從心率4^取的Ar(t)以;5U^脈搏幅度提取的&mp(t)。圖5示出了從圖4中示出的信號中確定的呼吸頻率以及來自時域中的組合的呼吸頻率。圖5中的細的曲線示出了來自熱敏電阻信號的呼吸頻率。由圖5可以清楚看出，來自所揭:取的相應呼吸信號的各呼吸頻率在一些位置與來自熱敏電阻信號的呼吸頻率偏差，例如/一在60s和70s之間；/hr在60s和80s之間，在140s附近，在220s之後；/咖p在180s附近，在200s之後。完全相反，來自組合的呼吸頻率與來自熱敏電阻信號的呼吸頻率非常好地一致。也可以看出的是，在60s到70s之間的呼吸頻率的幹擾通過組合來消除。對此的原因是一致性檢驗，受幹擾的信號未能通過該一致性^r驗。4.4方法組合的一般性上面提及的方法組合併不局限於^W、s加欲②、V^)和^^)的信號。該方法組合可以用於從EKG信號和/或PPG信號提取的呼吸信號，以及用於藉助其他傳感器/方法(例如熱敏電阻、阻抗呼吸描記法、電感體積描記法)所檢測到的呼吸信號。方法組合的不同替選方案例如加權的平均值形成、一致性襝，驗和頻域中的組合又可以被彼此組合。開頭所提及的用於確定呼吸頻率的不同方法在下面的出版物中給出，它們的內容通過引用結合於本申請中[1AssociationoftheAdvancementofMedicalInstrumentation(AAMI):ApneaMonitoringbyMeansofThoracicImpedancePneumography,AAMI，Arlington,VA，1989[2HirschJA，BishopB.:RespiratorySinusArrhytmiainHumans:HowbreathingpatternmodulatesHeartrate,AmJPhysiol.1981年1023月；241(4):H620-9[3AndersJohansson,PerAkeOeberg和GunnarSedin:MonitoringofHeartandRespiratoryRatesinNewbornInfantsusinganewPhotoplethymographicTechnique,JournalofClinicalMonitoringandComputing,15:461-467，199[4ShuxueDing,XinZhu,WenxiChen和DarningWei:DerivationofRespiratorySignalfromSingle-ChannelECGBasedonSourceStatistics,InternationalJournalofBioelectromagnetism,第6巻,No.1,2004年[5WeiZhang,DE10014077A1"VerfahrenundVorrichtungzurBestimmungderAtemaktivitaeteinesLebewesens"申請日2000年3月22曰縮寫EKG:心電圖-通過在身體表面檢測與心臟刺激相關的電勢差來記錄心臟活動PPG:光電體積描記法-藉助光電測量方法來記^jfir容量PTT:脈搏波傳播時間—脈搏波為了沿著動脈從(心臟附近的)位置A移動到(外圍的)位置B所需要的時間RSA:竇性心率不齊-在心率中由於呼吸引起的變化Resp:呼吸sBP:心臟收縮血壓HR:心率FFT:"快速傅立葉變換"權利要求1.一種用於確定患者的呼吸頻率的方法，包括以下步驟-通過至少兩種不同的方法確定與時間相關的至少兩個呼吸信號si(t)(i＝1，2，...)，-確定從所述與時間相關的至少兩個呼吸信號si(t)(i＝1，2，...)得到的相應的瞬時呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，...)，以及-通過呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，...)的加權平均來確定平均呼吸頻率f(n)，其特徵在於，各個呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，...)的權重ki(n)(i＝1，2，...)取決於相應的呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，...)和估計值fs(n)之間的差，其中所述估計值基於所述至少兩個呼吸信號si(t)(i＝1，2，...)來確定。2.棉JI權利要求1所述的方法，其中估計值/(")基於以前已經確定的平均呼吸頻率/("-l)來確定。3.根據權利要求1所述的方法，其中估計值,(")特別是為了初始化而通過來自所述與時間相關的至少兩個呼吸信號&<0(,'=1，2，...)中的頻率信息的組合或者通過形成當前呼吸頻率乂(《)(/=1，2，...)的平均值來確定。4.根據權利要求1所述的方法，其中從所測量的生理信號確定所述與時間相關的至少兩個呼吸信號s,")(,'-l,2，…)。5.根據權利要求4所述的方法，其中所測量的生理信號選自以下信號-生物阻抗信號，-心率變異信號，-光電體積描記法信號(PPG信號)，-心電圖的源統計信號，-,波傳播時間信號(PTT信號)。6.根據權利要求4所述的方法，其中通過帶通濾波器從所測量的生理信號中確定所述與時間相關的至少兩個呼吸信號&<0(/-1，2，...)。7.#^權利要求6所述的方法，其中帶通濾波器允許大約0.12Hz到,0.42Hz範圍中的頻率通過，8.根據權利要求1所述的方法，其中通過確定與時間相關的呼吸信號&")(/=1，2，...)的極大值的時間係數4^(帕、特別是4^(m)、4^(/i)和^^(W，來從所述與時間相關的呼吸信號&《)(/=1,2，…)確定相應的瞬時呼吸頻率乂<^)，特別是/"挑)、/，(")和/"W。9.根據權利要求8所述的方法，其中對時間係數A(/=1，2，…)，特別是挑、w和A:進行一致性檢驗。10.根據權利要求1所述的方法，其中進行呼吸頻率乂<")(/=1，2，…)的一致性^r驗。11.根據權利要求10所述的方法，其中一致性檢驗通過對呼吸頻率2，…)彼此的比較來進行。12.根據權利要求11所述的方法，其中確定相應的呼吸頻率力(")(/=1，2，...)之間的差，並且將所述差與允許的容差A進行比較。13.根據權利要求10所述的方法，其中僅僅將通過一致性檢驗的呼吸頻率用於呼吸頻率力(")(/=1，2,...)的加權平均。14.根據上述權利要求中的任一項所述的方法，其中信號品質特別是通過一致性檢驗來確定並且必要時進行顯示。15.特別是根據權利要求l所述的方法，包括-通過將與時間相關的至少兩個呼吸信號s賴(i'-l，2，...)變換到頻率空間來產生至少兩個頻率信號/^</)(/=1，2，…)，以及-通過將頻率信號F7X/)(—1，2，...)組合來確定頻率信號F7X/)，其中呼吸頻率/基於頻率信號/T(/)來確定。16.根據權利要求15所述的方法，其中頻率信號屍r(/)通過將頻率信號只7^/)(/=1，2,…)求平均來確定。17.根據權利要求15所述的方法，其中通過頻率信號PT(/)的峰值檢測來確定呼吸頻率/。18.根據權利要求15所述的方法，其中呼吸頻率/通過頻率信號F7X/)的逆變換以及對得到的信號W)進行分析來確定。19.根據權利要求1和15所述的方法，其中將呼吸頻率/用於加權平均的初始化。20.根據上述權利要求中的任一項所述的方法，其中從光電體積描記法信號和心電圖信號來獲得所述與時間相關的至少兩個呼吸信號(/=1，2，…)。21.根據上述權利要求中的任一項所述的方法，其中所述與時間相關的至少兩個呼吸信號s^)(/M，2，...)形成對以下信號的選擇-從心率確定的呼吸信號5"朋W，一從光電體積描記法信號確定的呼吸信號&PG(0,—>^0^#波傳播時間信號確定的呼吸信號5Wt")，—從心電圖信號的峰度確定的呼吸信號22.根據權利要求21所述的方法，其中使用至少三種呼吸信號。23.—種裝置，該裝置藉助根據上述權利要求中的任一項所述的方法來確定患者的呼吸頻率。24.特別是根據權利要求23所述的裝置，其具有獨立的傳感器單元用於測量生理信號，從所述生理信號能夠確定與時間相關的至少兩個呼吸信號；以及具有計算單元用於分析從傳感器單元傳輸的數據。25.根據權利要求24所述的裝置，其中由傳感器單元產生的數據被以無線方式傳輸給計算單元。26.根據權利要求24或25所述的裝置，其中傳感器單元固定在患者的手腕上。27.根據權利要求24至26中的任一項所述的裝置，其中在傳感器單元中從生理信號確定所述與時間相關的至少兩個呼吸信號，並且隨後將這些呼吸信號向計算單元傳送。28.根據權利要求23至27中的任一項所述的裝置，其中具有用於測量心電圖信號和光電體積描記法信號的傳感器。29.根據權利要求28所述的裝置，其中由心電圖信號和光電體積描記法信號來確定心率、脈搏幅度和,波傳播時間。30.根據權利要求24至29中的任一項所述的裝置，其中計算單元是醫療設備的一部分，特別是用於體外血處理的醫療設備的一部分。31.根據權利要求24至29中的任一項所述的裝置，其中計算單元是計算機網絡的一部分。全文摘要本發明提出一種用於確定患者的呼吸頻率的方法，包括以下步驟通過至少兩種不同的方法確定與時間相關的至少兩個呼吸信號，以及基於所述與時間相關的至少兩個呼吸信號來確定呼吸頻率。在此，確定從所述與時間相關的至少兩個呼吸信號si(t)(i＝1，2，…)得到的相應的瞬時呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，…)，以及通過呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，…)的加權平均來產生平均呼吸頻率f(n)。在該平均中，各個呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，…)的權重ki(n)(i＝1，2，…)取決於相應的呼吸頻率fi(n)(i＝1，2，…)和估計值fs(n)之間的差，其中該估計值基於所述至少兩個呼吸信號si(t)(i＝1，2，…)來確定。同樣還提出了一種用於執行該方法的裝置。文檔編號A61B5/08GK101528126SQ200780039883公開日2009年9月9日申請日期2007年11月28日優先權日2006年12月21日發明者卡斯滕·米勒,偉張申請人:弗雷森紐斯醫療護理德國有限責任公司