CN105286868B - 一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法及装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法及装置，所述基于呼吸参数的智能导联切换的方法包括以下步骤：步骤S1，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；步骤S2，判断所述呼吸信号对应的信号质量是否满足导联切换条件，若是则跳转至步骤S3，若否则跳转至步骤S4；步骤S3，触发导联切换指令；以及，步骤S4，保持当前的导联；所述步骤S1中，在同一时刻下所述心电导联线通过一个通道获取呼吸信号。本发明能够有效提高呼吸率计算的准确性，同时还能够降低和呼吸相关的误报警的基于呼吸参数的智能导联切换的方法及装置，使利用阻抗法测量呼吸参数的监护仪整体性能得到有效的提升。

Description

一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法及装置

技术领域

本发明涉及生物医学信号处理领域，尤其涉及一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法及装置。

背景技术

目前，市面上出售的监护仪中利用阻抗法测量呼吸参数时，均需要人工手动先设置测量导联的方式，然后再进行测量，这样一旦开始选定导联后，除非下次人为更改导联，否则就会一直采用这一个固定导联进行测量，但在某些特殊情况下，比如说选定导联信号受到较大干扰导致波形质量较差时，就可能会导致呼吸率的计算错误及误触发一些生理或技术报警，给医护人员及患者带来困扰，在一些大幅度的干扰下还可能导致信号越界，超出屏幕显示范围；同时当患者采用不同的呼吸方式或呼吸强度不同时，在有些情况下导致真实的呼吸信号幅度较小，比如患者如果采用腹式呼吸，则此时如果选择I导联作为呼吸测量的导联，则患者的胸腔起伏变化较小，I导联测量到的呼吸信号幅度可能非常微弱，极有可能会触发窒息误报警，临床上，尤其是夜间如果患者进入睡眠状态后导致某个选定导联上的呼吸信号较为微弱，则会给患者及医护人员带来很大的困扰和不便。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是需要提供一种能够有效减小计算量、避免信号干扰、节省硬件通道和成本，并提高呼吸率计算的准确性，同时还能够降低和呼吸相关的误报警的基于呼吸参数的智能导联切换的方法及装置，使利用阻抗法测量呼吸参数的监护仪整体性能得到提升。

对此，本发明提供一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法，包括以下步骤：

步骤S1，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

步骤S2，判断所述呼吸信号对应的信号质量是否满足导联切换条件，若是则跳转至步骤S3，若否则跳转至步骤S4；

步骤S3，触发导联切换指令；

以及，步骤S4，保持当前的导联；

所述步骤S1中，在同一时刻下所述心电导联线通过一个通道获取呼吸信号。

更进一步地，所述步骤S3中，触发导联切换指令后，在待切换的导联之间更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。

更进一步地，所述步骤S1包括以下子步骤：

步骤S101，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

步骤S102，分析获取到的呼吸信号，根据所述呼吸信号的幅度大小进行自适应倍数的增益处理。

更进一步地，所述步骤S102还可以包括以下子步骤：

步骤S1021，通过设置第一幅度阀值和第二幅度阀值将所述呼吸信号划分为三个区域，其中，所述第一幅度阀值大于第二幅度阀值；

以及，步骤S1022，根据所述呼吸信号的幅度大小判断其处于的区域位置，进而选择该呼吸信号所在区域对应的倍数进行自适应的增益处理。

更进一步地，所述步骤S2中，对增益处理后的信号进行干扰识别，然后根据干扰识别的结果对信号质量进行判断，输出信号质量的评价结果，并根据评价结果设置导联切换标志位；其中，所述干扰识别中的干扰包括漂移干扰、动作干扰、肌电干扰以及工频干扰中的一种或几种。当所述导联切换标志位为真时，触发导联切换指令。

更进一步地，所述步骤S2通过干扰识别的结果判断所述信号质量的等级，并根据所述信号质量的等级发出相应的控制指令；当干扰识别的结果为存在所有干扰或存在异常的动作干扰时，设置所述导联切换标志位为真；当干扰识别的结果为存在两种以上干扰或存在动作干扰时，等待直到预定时间内干扰时长超过检测时长，则设置所述导联切换标志位为真；当干扰识别的结果为存在漂移干扰、肌电干扰以及工频干扰中的任意一种干扰时，等待直到出现预定时间内干扰时长超过检测时长的设定倍数N以上、当前呼吸率和历史呼吸率相比较存在较大的跳变以及在检测时长内频繁触发和呼吸相关的报警中的任意一种情况，则设置所述导联切换标志位为真；所述设定倍数N为大于1的自然数。

更进一步地，所述心电导联线的心电导联电极包括电极RA、电极LL和电极LA，对应使用I导联和II导联对呼吸参数进行采集以获取呼吸信号，在同一个时刻下通过I导联的通道或II导联的通道进行呼吸参数的测量。

更进一步地，所述步骤S3中，通过硬件方式接收到所述导联切换指令后，在电极LA和电极LL之间自动更改载波方式。

本发明还提供一种基于呼吸参数的智能导联切换的装置，采用了如上所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，并包括：

前端呼吸信号采集模块，用于根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

判断导联切换条件模块，用于判断所述呼吸信号对应的信号质量是否满足导联切换条件，并根据判断结果设置导联切换标志位；

以及，导联切换控制模块，用于接收并响应导联切换指令。

更进一步地，还包括自适应增益处理模块，所述自适应增益处理模块用于分析所述前端呼吸信号采集模块获取到的呼吸信号，并根据所述呼吸信号的幅度大小进行自适应倍数的增益处理；所述判断导联切换条件模块判断增益处理后的信号质量是否满足导联切换条件。

更进一步地，所述导联切换控制模块通过硬件接收所述导联切换指令的导联切换标志位，然后在切换的导联之间自动更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。

与现有技术相比，本发明的有益效果在于：不同于心电生理信号的采集，所述心电导联线在同一个时刻下只通过一个通道进行获取呼吸信号，减少了运算量，能够避免同时实现电极LL、电极LA和电极RA的载波方式而带来的庞大计算量和信号干扰，并且通过硬件方式接收到所述导联切换指令后，在电极LA和电极LL之间自动更改载波方式，能自动在某个电极上的信号质量不好时，进行切换，避免了手动切换的不便，同时节省了硬件通道和成本。

本发明能够有效的避免单一导联的呼吸信号受到干扰以致波形质量较差或某些特殊情况下导致采集到的呼吸信号较弱时带来的呼吸率计算错误或其他误报警情况，在单一导联的信号质量较差时，本发明能够自适应选择其中信号质量较好的导联数据进行计算，这样可以提高呼吸率计算的准确性，同时降低了和呼吸相关的误报警几率；在此基础上，本发明根据采集到的呼吸信号的幅度大小自适应选择增益的倍数，进而能够很好的使呼吸信号保持在某一个基准上，避免了因为信号幅度过大、漂移出界或信号幅度过小而导致窒息误报警等弊端，这样就能够更有利于观察和分析呼吸信号的波形及参数，使利用阻抗法测量呼吸参数的监护仪整体性能得到很大的提升，提高了产品的智能化设计和人性化设计。

附图说明

图1是本发明一种实施例的工作流程示意图；

图2是本发明另一种实施例的工作流程示意图；

图3是本发明再一种实施例的系统结构示意图。

具体实施方式

下面结合附图，对本发明的较优的实施例作进一步的详细说明：

实施例1：

如图1所示，本例提供一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法，包括以下步骤：

步骤S1，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

步骤S2，判断所述呼吸信号对应的信号质量是否满足导联切换条件，若是则跳转至步骤S3，若否则跳转至步骤S4；

步骤S3，触发导联切换指令；

以及，步骤S4，保持当前的导联；

所述步骤S1中，在同一时刻下所述心电导联线通过一个通道获取呼吸信号。

本例所述步骤S1中，呼吸信号优选通过心电导联线实现获取，然后通过阻抗法进行测量，经过监护仪器内部硬件载波处理，可以得到反应人体胸腔阻抗变化的呼吸信号，之后利用这个呼吸信号就能够分析和计算与呼吸率相关的报警判断；在阻抗法测量呼吸信号时，连接在人体的心电导联电极为电极RA、电极LL和电极LA。值得一提的是，本例不同于心电生理信号的采集，即使用多种导联对呼吸参数进行测量获取，如采用I导联和II导联对呼吸参数进行测量获取，在同一个时刻下也只有一个导联的通道进行采集以获取呼吸信号，比如I导联的通道采集或II导联的通道进行采集呼吸信号，进而减少了运算量，也避免了需要同时实现不同导联的载波方式而带来的计算量和信号干扰；所述导联就是一种导线之间的联接方式。

本例所述步骤S3中，触发导联切换指令后，在待切换的导联之间更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联；所述步骤S3优选包括以下子步骤：

步骤S301，根据为真的导联切换标志位，接收和触发导联切换指令；

以及，步骤S302，根据接收到的导联切换指令，更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。其中，所述步骤S302优选通过硬件方式接收所述导联切换指令，然后在切换的导联之间自动更改载波方式。

本例所述心电导联线的心电导联电极包括电极RA、电极LL和电极LA，对应使用I导联和II导联对呼吸参数进行采集以获取呼吸信号，在同一个时刻下通过I导联的通道或II导联的通道进行呼吸参数的测量；所述步骤S3中，通过硬件方式接收到所述导联切换指令后，在电极LA和电极LL之间自动更改载波方式。即，本例切换导联的条件包括软件发送的导联切换指令，以及硬件接收到所述导联切换指令后在电极LA和电极LL之间自动更改载波方式。

本例所述步骤S301根据为真的导联切换标志位，接收导联切换指令，当接收到导联切换指令时，会在I导联和II导联之间进行切换；并通过软件发送一个导联切换标志位给硬件，需要硬件配合完成导联在I导联和II导联之间的切换。

所述步骤S302根据上述步骤中接收到的导联切换指令，更改载波方式，在硬件接收到上述导联切换标志位后，会在I导联和II导联之间更改施加的载波方式，也即在电极LA和电极LL之间更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。此处，不同于心电信号切换导联的地方在于：心电是同时采集多个导联的数据，当计算导联的质量差时，就使用另外一个导联的数据进行计算，但是本例的呼吸测量时，因为目前的阻抗法施加的两个载波信号同一个时刻时只能采集到一个导联的数据，如果判断出信号质量差想要切换导联时，必须通过更改施加的载波方式，软硬件配合切换采集和计算导联。而心电是不管导联是否切换，其他导联的数据是一直在采集，一直存在的。所以从技术实现上，这两者存在本质的区别，因此本例的呼吸智能导联切换方法在临床上是非常有必要的，可以使呼吸率计算的更加准确，界面显示的呼吸波更加有利于观察，且降低由信号质量带来的相关误报警。

即，本例只在电极LL和电极LA两个通道之间更改载波方式，能自动在某个电极上的信号质量不好时，进行切换，避免了手动切换的不便，同时节省了硬件通道和成本，尤其同心电导联切换相比，同一时刻只会采集一个导联通道的信号并进行呼吸参数的计算，减少了运算量，也避免了同时实现电极LL、电极LA和电极RA的载波方式而带来的计算量和信号干扰。

值得注意的是，现有技术中，切换导联的方式还有手动切换和更改三个电极的载波方式，但是手动切换会让医护人员时刻在呼吸机器旁边观察信号质量的好坏采取切换导联，有一定的不便性；三个电极通道同时更改载波信号，会增加一路即：也更改电极RA的载波方式，但是此种方式会要求三个导联电极同时采集信号，很大程度上增加硬件的成本和实现难度；而在呼吸参数的实际计算中，只需要一路数据进行计算呼吸参数，因此这种现有技术造成了不必要的计算量。

在此基础上，本例所述步骤S1包括以下子步骤：

步骤S101，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

步骤S102，分析获取到的呼吸信号，根据所述呼吸信号的幅度大小进行自适应倍数的增益处理。

本例所述基于呼吸参数的智能导联切换的方法在上位机上进行实现，上位机通过心电导联线获取和采集呼吸信号，本例所述呼吸信号在进入呼吸算法前需要进行硬件的增益放大，主要是根据采集到的呼吸信号的幅度大小对其进行自适应增益放大，再对放大后的信号进行质量判断，然后根据信号质量的判断结果来决定是否使用当前的导联进行计算，如果信号质量好，则保持当前的导联，反之，则切换到另外一个导联，最后利用采集到的信号进行呼吸率的计算及相关报警的判断，其工作流程示意图如图1所示。

本例所述步骤S102中，对采集到的呼吸信号的幅度大小进行判断，根据不同的幅度大小的范围进行不同的增益放大倍数处理，值得一提的是，本例所述的增益处理不限于固定的增益倍数，而采用的是自适应倍数的增益处理。

本例所述步骤S2中，对增益处理后的信号进行干扰识别，然后根据干扰识别的结果对信号质量进行综合判断，输出信号质量的评价结果，并根据评价结果设置导联切换标志位；其中，所述干扰识别中的干扰包括漂移干扰、动作干扰、肌电干扰以及工频干扰中的一种或几种。

所述步骤S2对上述经过增益处理后的信号质量进行判断，并根据信号质量的判断结果设置导联切换标志位；利用当前获取的呼吸信号进行一系列的干扰识别判断，可以识别的干扰包括漂移干扰、动作干扰、肌电干扰以及工频干扰；所述动作干扰的判断就是通过呼吸信号的幅度大小的跳变和波形的杂乱程度来判断的，所述肌电干扰是通过计算一段时间内的极值点分布情况来判断的，所述漂移干扰则是通过呼吸信号的幅度大小的跳变及偏离基线的程度来判断的，所述工频干扰为电磁波所带来的辐射干扰；本例根据最终的干扰识别结果，对信号质量进行综合判断，给出信号质量好坏的评价结果，根据判断结果来设置导联切换标志位。

所述步骤S2中，若所述增益处理后的信号不存在干扰或存在低等级的干扰，则，设置导联切换标志位为假，跳转至所述步骤S4以保持当前的导联，并对当前导联下所采集到的呼吸信号进行呼吸相关的计算和报警判断；否则，导联切换标志位设置为真，跳转至所述步骤S3；所述低等级的漂移干扰，指的是相对于非干扰信号而言，突变幅度不大，不足以影响判断结果的漂移干扰，即所述低等级的漂移干扰是指呼吸信号的幅度大小的跳变及偏离基线的程度不足以影响判断，这个具体数值可根据不同的设备和需求进行相应的设置，如设置漂移量低于1.5倍、2倍或其他合适的倍数。

当信号质量较好时不满足导联切换条件，也就是当干扰识别的结果表明当前导联的信号质量较好时，即此时信号中不存在上述任何一种干扰或是短时间的出现一些低等级的漂移干扰等，如在几秒钟的范围内不存在超过呼吸信号太多的漂移干扰，此时导联切换标志位为假，不满足导联切换条件，保持现有的导联，直接对当前导联下采集到的呼吸信号进行呼吸相关的计算和报警判断。

当信号质量较差时满足导联切换条件，也就是当干扰识别的结果表明当前导联的信号质量较差时，即出现了较为严重的动作干扰，或持续一段较长时间的肌电或漂移且当前计算的呼吸率和历史保存呼吸率相差较大时，导联切换标志位为真，此时满足了导联切换的条件，此时切换为另一种导联，对切换后的导联下采集到的呼吸信号重新返回至步骤S2进行后续处理和判断；这里所说的较长时间的参考是检测时长，比如，检测时长是1秒，则超过1分钟或2分钟或其他合适的时间长度则为较长时间，这个标准可以根据不同的设备和需求进行相应的设置。

实施例2：

如图2所示，与上实施例1不同的是，本例所述步骤S102还可以包括以下子步骤：

步骤S1021，通过设置第一幅度阀值和第二幅度阀值将所述呼吸信号划分为三个区域，其中，所述第一幅度阀值大于第二幅度阀值；

以及，步骤S1022，根据所述呼吸信号的幅度大小判断其处于的区域位置，进而选择该呼吸信号所在区域对应的倍数进行自适应的增益处理。

本例所述步骤S1021包括以下子步骤：

步骤S10211，通过设置第一幅度阀值和第二幅度阀值将所述呼吸信号划分为三个区域，所述三个区域为幅度大小依次递减的第一区域、第二区域和第三区域；

以及，步骤S10212，分别设置所述三个区域的倍数，所述三个区域的倍数分别为依次递增的第一倍数、第二倍数和第三倍数。

所述步骤S2通过干扰识别的结果判断所述信号质量的等级，并根据所述信号质量的等级发出相应的控制指令；当干扰识别的结果为存在所有干扰或存在异常的动作干扰时，无条件设置所述导联切换标志位为真；当干扰识别的结果为存在两种以上干扰或存在动作干扰时，等待直到预定时间内干扰时长超过检测时长，则设置所述导联切换标志位为真；当干扰识别的结果为存在漂移干扰、肌电干扰以及工频干扰中的任意一种干扰时，等待直到出现预定时间内干扰时长超过检测时长的设定倍数N以上、当前呼吸率和历史呼吸率相比较存在较大的跳变以及在检测时长内频繁触发和呼吸相关的报警中的任意一种情况，则设置所述导联切换标志位为真；所述设定倍数N为大于1的自然数。所述预定时间可以根据实际情况进行自定义设置，本例优选为检测时长。

更为具体的，本例所述步骤S1022包括以下子步骤：

步骤S10221，判断所述呼吸信号的幅度大小是否大于第一幅度阀值，若是则通过第一区域对应的第一倍数进行增益处理，否则跳转至步骤S10222；

步骤S10222，判断所述呼吸信号的幅度大小是否小于第二幅度阀值，若是则通过第三区域对应的第三倍数进行增益处理，否则跳转至步骤S10223；

以及，步骤S10223，通过第二区域对应的第二倍数进行增益处理；

其中，本例所述步骤S1022以所述步骤S10221、步骤S10222和步骤S10223的顺序依次执行，或以所述步骤S10222、步骤S10221和步骤S10223的顺序依次执行；即所述步骤S10221和步骤S10222之间的执行顺序是可以改变的。

即本例通过判断所述步骤S1采集到的呼吸信号的幅度大小，将呼吸信号的幅度大小分为三个区域，幅度大小大于第一幅度阀值的呼吸信号为第一区域，该第一幅度阀值为最大幅度阀值，当呼吸信号的幅度大小太大以至于达到了能够触发干扰报警的程度，那么，就认为这一呼吸信号为第一区域，其对应的判断阀值即为第一幅度阀值，即第一幅度阀值为以干扰报警为参考依据的一个自定义阀值，所述第一幅度阀值略小于干扰报警的阀值，根据不同的设备和需求可以设置不同的第一幅度阀值。幅度大小小于第二幅度阀值的呼吸信号为第三区域，所述第二幅度阀值为最小阈值幅度，当呼吸信号的幅度大小太小以至于达到了能够触发窒息报警的程度，那么，就认为这一呼吸信号为第三区域，其对应的判断阀值即为第二幅度阀值，即第二幅度阀值为以窒息报警为参考依据的一个自定义阀值，所述第二幅度阀值略大于窒息报警的阀值，根据不同的设备和需求可以设置不同的第二幅度阀值。而幅度大小处于第一幅度阀值和第二幅度阀值之间的呼吸信号为第二区域，这个第二区域也是最常用的区域，是有利于分析和判断的有效区域，正常人群的呼吸参数一般都落在该第二区域内。

本例对呼吸信号进行划分区域的目的是使得对呼吸信号的幅度大小进行经过初步的判断后，对呼吸信号的幅度大小处于不同区域的信号进行不同增益倍数的调整，能够避免第一区域中幅度过大和第三区域中幅度过小而对后续的计算带来的干扰。

具体实现过程中，假设所述步骤S1021获取采集到的呼吸信号x(n)的幅度A，阈值的设置为通过一个第一幅度阀值Tmax和一个第二幅度阀值Tmin把整个数据段划分为三个区域，其中大于Tmax的第一区域定义为Rmax，小于Tmin的第三区域定义为Rmin，处于两者之间的第二区域定义为Rmid。

判断幅度A是否大于设定的第一幅度阀值Tmax；当判断上述获得的信号幅度大于第一幅度阀值Tmax时，对此时的呼吸信号进行固定的较小的第一倍数放大；所述较小的第一倍数指的是相对于第二倍数和第三倍数而言较小，以第二区域的呼吸信号幅度大小作为参考，通过第一倍数的放大处理，使得该第一区域的呼吸信号幅度大小尽量与第二区域的呼吸信号幅度大小靠近；因为在实际应用中。呼吸信号的幅度大小常用的是第二区域，若呼吸信号的幅度大小处于第一区域，则说明此时的呼吸信号的幅度大小已经过大、异常而可能会出界，此时就直接使用一个比较小的增益保证呼吸信号不出界。

本例不需要在该第一区域内进行细分不同幅度大小对应的不同增益，通过一个固定的第一倍数使得其呼吸信号的幅度大小尽量靠近第二区域的呼吸信号幅度大小即可。这样设置的原因在于，因为此时的呼吸信号自身幅度已经过大，信号可能已经失真到再具体细分不同增益也意义不大，只要保证信号不出界即可，这在临床上非常有利用医护人员观察波形，因为如果不采用这种处理，很可能呼吸信号会出界拉直线，这样的呼吸信号在临床上对于医护人员是没有任何意义的，而且还有可能会触发信号干扰报警，而这种信号干扰报警是没有任何生理学上的意义的，如果报太多反而会给医护人员及患者带来困扰，本例通过这样的处理可以很好的避免上述这种弊端。

判断幅度A是否小于设定的第二幅度阈值Tmin，若呼吸信号的幅度A小于第二幅度阈值Tmin，此时呼吸信号处于第三区域，此时增益设置为固定的较大的第三倍数，以保证呼吸信号的幅度大小不至太弱而导致不方便观察甚至会有引发窒息误报警的风险，因为窒息报警的判断是根据呼吸信号的基阻和变阻的大小来决定的，最终体现出来就是呼吸信号的幅度，通过判断呼吸信号的幅度大小是否小于某一个阈值来给出窒息报警；所述较小的第三倍数指的是相对于第一倍数和第二倍数而言较小，以第二区域的呼吸信号幅度大小作为参考，通过第三倍数的放大处理，使得该第三区域的呼吸信号幅度大小尽量与第二区域的呼吸信号幅度大小靠近。

当幅度A是否小于设定的第二幅度阈值Tmin时，经过较大倍数的第三倍数的增益后，如果是窒息信号本身整段信号的幅度是非常接近基线的，所以即使增益放大后全段数据都保持在同一水平上，还是可以正确识别出窒息；但是整段数据的幅度还是会有所不同，此时通过提高放大增益倍数可以避免此种窒息误报警，尤其是夜间患者睡着时呼吸相对较为轻微的时候，此类误报警会给医护人员及患者带来太多的困扰，而本例通过这样的处理并不会导致真正的窒息的漏报，对于这种较为严重的高等级报警，如果可以更加准确的报出，在临床上是有非常重要的意义的。

若呼吸信号的幅度A处在第一幅度阀值Tmax和第二幅度阈值Tmin之间，即呼吸信号的幅度A小于第一幅度阀值Tmax时并且大于第二幅度阈值Tmin时，对此时的呼吸信号选择不同的增益倍数，即第二倍数。

这个第二区域的呼吸信号的幅度大小是正常情况下呼吸信号最常发生的区域，故在第二区域中会根据呼吸信号的实际大小来选择不同的增益倍数，即选择不同的第二倍数；此时第二倍数代表的值并不是单一值，而是一条随着呼吸信号自身幅度不同而变化的线性曲线，该线性曲线将幅度太小的信号放大至幅度大一些，并将幅度太大的信号放大至幅度小一些；即呼吸信号本身幅度A越大，第二倍数越小，而当呼吸信号本身幅度A较小时，第二倍数相对提高，经过合适的增益倍数，能够使得处于第二区域的呼吸信号经过不同的增益倍数后都可以放大到一个利于临床观察的幅度值。

值得一提的是，如上所述，本实施例在第二区域的第二倍数，采用的是针对采集到的呼吸信号进行自适应增益的处理，这里的自适应增益的第二倍数不是一个固定的值，而是根据不同的呼吸信号的幅度大小而自动调节的值，调节的程度根据实际情况和需求进行设置，进而保证能够使得处于第二区域的呼吸信号经过不同的增益倍数后都可以放大到一个利于临床观察的幅度值。

对应的，本例所述步骤S2包括以下子步骤：

步骤S201，通过干扰识别的结果判断所述信号质量的等级；

以及，步骤S202，根据所述信号质量的等级发出相应的控制指令。

本例所述步骤S201包括以下子步骤：

步骤S2011，判断干扰识别的结果是否存在漂移干扰、动作干扰、肌电干扰以及工频干扰中的所有干扰，或判断干扰识别的结果是否存在异常的动作干扰，若是则定义所述信号质量的等级为等级H，否则跳转至步骤S2012；

步骤S2012，判断干扰识别的结果是否存在漂移干扰、动作干扰、肌电干扰以及工频干扰中的两种以上干扰，或判断干扰识别的结果是否存在动作干扰，若是则定义所述信号质量的等级为等级M，否则跳转至步骤S2013；

步骤S2013，判断干扰识别的结果是否存在漂移干扰、肌电干扰以及工频干扰中的任意一种干扰，若是则定义所述信号质量的等级为等级L，否则跳转至步骤S2014；

以及，步骤S2014，定义所述信号质量的级别为等级G。

本例所述步骤S202包括以下子步骤：

步骤S2021，当所述信号质量的等级定义为等级H时，无条件设置所述导联切换标志位为真，触发导联切换指令；

步骤S2022，当所述信号质量的等级定义为等级M时，在预定时间内若存在等级M的干扰时长超过检测时长，则设置所述导联切换标志位为真，触发导联切换指令；

步骤S2023，当所述信号质量的等级定义为等级L时，在预定时间内，若存在等级L的干扰时长超过检测时长，则进一步进行以下判断和处理：若当前呼吸率和历史呼吸率相比较，存在较大的跳变或在检测时长内频繁触发和呼吸相关的报警，则设置所述导联切换标志位为真，触发导联切换指令；若存在等级L的干扰时长大于检测时长的设定倍数N以上，则设置所述导联切换标志位为真，触发导联切换指令，所述设定倍数N为大于1的自然数。

以及，步骤S2024，当所述信号质量的等级定义为等级G时，跳转至步骤S4。

本例所述步骤S2用于对上述进行增益调整后的信号质量进行判断，以确定是否存在满足切换条件的干扰； 所述步骤S201中，对上述进行增益调整后的信号质量进行判断，看其是否存在干扰，并判断干扰强度和干扰类型，同样的，呼吸信号中存在的干扰类型包括漂移干扰、肌电干扰、动作干扰及工频干扰等，比如所述动作干扰在临床上多半是患者起床躺下、翻身和下床走动等引起的，就是通过呼吸信号的幅度大小的跳变和波形的杂乱程度来判断的；所述肌电干扰是通过计算一段时间内的极值点分布情况，这个一段时间可以自定义设置；而所述漂移干扰则是通过呼吸信号的幅度大小的跳变及偏离基线的程度来判断的，然后利用上述判断方法，给出是否存在干扰的判断结果。

如果同时存在上述所有干扰或存在较为严重的动作干扰，较为严重的动作干扰指的是短时间内幅度跳变较大且波形杂乱，无法分辨出正常的呼吸波，则此时呼吸信号的信号质量会被分类为最差的等级H；如果存在两种以上所述干扰，则此时的信号质量被划分为较差的等级M；如果只是单纯的存在除了动作干扰以外的其中一种干扰，则此时信号质量被划分为低差的等级L；如果上述干扰都不存在，则认为此时信号质量较好，定位为等级G。

步骤S2中，如果信号质量较差，则会根据信号质量划分等级结果，并结合干扰持续的时长及当前呼吸率和历史呼吸率的差异大小，来设置导联切换标志位的值；当导联标志位为真时，切换导联；具体如下：如果此时信号质量等级为最差的等级H，则此时导联切换标志位会无条件被置为真，导联会很快响应从当前的导联切换到另一个导联，此时可以较好的避免质量差的呼吸信号进入到呼吸率的计算进而避免呼吸率计算错误以及误触发一系列误报警的弊端。

当信号质量为等级M时，判断预定时间内，所述预定时间指的是检测时长，如1秒，存在等级M的干扰时长超过检测时长，则此时导联切换标志位会被置为真，此时会进行导联切换。

当信号质量为等级L时，首先判断预定时间内，所述预定时间指的是检测时长，如1秒，若存在等级L的干扰时长超过检测时长，我们会分以下情况进行再判断后决定是否切换导联：1、当前呼吸率和历史呼吸率相比较，若存在较大的跳变或在这段时间内频繁触发和呼吸相关的报警，如跳变超过10个百分点或是频率出现异常，则导联切换标志位置为真；2、当前呼吸率虽然与历史呼吸率相比较并没有较大跳变且无触发任何报警，但存在等级L干扰时长已经远远大于检测时长，如大于设定倍数N或以上，所述设定倍数N可以自定义设置，用于反应异常情况，如1分钟或2分钟等，但不局限与这些数值，则此时导联切换标志位也会被置为真；本例之所以会设置等级L所述的第2种切换条件是为了避免呼吸信号中存在和真实呼吸率非常接近的固定频率的漂移干扰，这样的设置，就能够通过导联切换消除这种类型的干扰影响。

值得一提的是，上述步骤的处理可以较好的根据不同信号质量等级来更加合理的切换导联，可以保证在信号质量非常差的时候，即在等级H的时候以较快的响应无条件实现导联切换，减少在临床上呼吸率计算错误及误报警的时间和概率；而对于偶发的较低等级的干扰，即在等级M的时候不会立刻切换导联，因为在实际临床应用上产生这种干扰还是比较常见的，所以此时为了保证机器的稳定性，本例通过一定时长的信号质量判断结果，可以更好的保证机器的稳定性；而当呼吸信号只存在某一种单一干扰时，即在等级L的时候，本例除了持续一定时长的质量判断外还会结合历史值以及一个绝对检测时长，上述处理的目的是为了保证机器在干扰下的灵敏切换基础上还保持较好的稳定性，这样更加符合临床上的应用。

实施例3：

如图3所示，本例还提供一种基于呼吸参数的智能导联切换的装置，采用了如实施例1或实施例2所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，并包括：

前端呼吸信号采集模块1，用于通过心电导联线采集呼吸信号；

自适应增益处理模块2，用于分析采集到的呼吸信号，并根据所述呼吸信号的幅度大小进行自适应倍数的增益处理；

判断导联切换条件模块3，用于判断增益处理后的信号质量是否满足导联切换条件，并根据判断结果设置导联切换标志位；

以及，导联切换控制模块4，用于接收并响应导联切换指令。

本例所述导联切换控制模块4通过硬件接收所述导联切换指令的导联切换标志位，然后在切换的导联之间自动更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。

以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。

Claims (9)

1.一种基于呼吸参数的智能导联切换的方法，其特征在于，包括以下步骤：

步骤S1，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

步骤S2，判断所述呼吸信号对应的信号质量是否满足导联切换条件，若是则跳转至步骤S3，若否则跳转至步骤S4；

步骤S3，触发导联切换指令；

以及，步骤S4，保持当前的导联；

所述步骤S1中，在同一时刻下仅通过一个心电导联采集生理信号，并依据采集的生理信号获取呼吸信号；

所述步骤S3中，触发导联切换指令后，在待切换的导联之间通过硬件自动更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。

2.根据权利要求1所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，其特征在于，所述步骤S1包括以下子步骤：

步骤S101，根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

步骤S102，分析获取到的呼吸信号，根据所述呼吸信号的幅度大小进行自适应倍数的增益处理。

3.根据权利要求2所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，其特征在于，所述步骤S102还可以包括以下子步骤：

步骤S1021，通过设置第一幅度阀值和第二幅度阀值将所述呼吸信号划分为三个区域，其中，所述第一幅度阀值大于第二幅度阀值；

以及，步骤S1022，根据所述呼吸信号的幅度大小判断其处于的区域位置，进而选择该呼吸信号所在区域对应的倍数进行自适应的增益处理。

4.根据权利要求2所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，其特征在于，所述步骤S2中，对增益处理后的信号进行干扰识别，然后根据干扰识别的结果对信号质量进行判断，输出信号质量的评价结果，并根据评价结果设置导联切换标志位；其中，所述干扰识别中的干扰包括漂移干扰、动作干扰、肌电干扰以及工频干扰中的一种或几种。

5.根据权利要求4所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，其特征在于，所述步骤S2通过干扰识别的结果判断所述信号质量的等级，并根据所述信号质量的等级发出相应的控制指令；当干扰识别的结果为存在漂移干扰、肌电干扰以及工频干扰中的所有干扰或存在异常的动作干扰时，设置所述导联切换标志位为真；当干扰识别的结果为存在漂移干扰、肌电干扰以及工频干扰中的任意两种干扰时，等待直到预定时间内干扰时长超过检测时长，则设置所述导联切换标志位为真；当干扰识别的结果为存在漂移干扰、肌电干扰以及工频干扰中的任意一种干扰时，等待直到出现预定时间内干扰时长超过检测时长的设定倍数N以上以及当前呼吸率和历史呼吸率相比较存在的跳变超过设置的百分点中的任意一种情况，则设置所述导联切换标志位为真；所述设定倍数N为大于1的自然数。

6.根据权利要求1所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，其特征在于，所述心电导联线的心电导联电极包括电极RA、电极LL和电极LA，对应使用I导联和II导联对呼吸参数进行采集以获取呼吸信号，在同一个时刻下通过I导联的通道或II导联的通道进行呼吸参数的测量。

7.一种基于呼吸参数的智能导联切换的装置，其特征在于，采用了如权利要求1至6任意一项所述的基于呼吸参数的智能导联切换的方法，并包括：

前端呼吸信号采集模块，用于根据采集得到的生理信号获取呼吸信号；

判断导联切换条件模块，用于判断所述呼吸信号对应的信号质量是否满足导联切换条件，并根据判断结果设置导联切换标志位；

以及，导联切换控制模块，用于接收并响应导联切换指令。

8.根据权利要求7所述的基于呼吸参数的智能导联切换的装置，其特征在于，还包括自适应增益处理模块，所述自适应增益处理模块用于分析所述前端呼吸信号采集模块获取到的呼吸信号，并根据所述呼吸信号的幅度大小进行自适应倍数的增益处理；所述判断导联切换条件模块判断增益处理后的信号质量是否满足导联切换条件。

9.根据权利要求7所述的基于呼吸参数的智能导联切换的装置，其特征在于，所述导联切换控制模块通过硬件接收所述导联切换指令的导联切换标志位，然后在切换的导联之间自动更改载波方式，并选择与当前载波方式相匹配的导联作为呼吸计算导联。