摘要:目的 对应用双频率阻抗测试和自适应处理技术相结合的方法消除呼吸阻抗测量中的运动干扰问题进行一些探索性的研究。方法 采用自行研制的双通道呼吸阻抗测量硬件系统和以自适应抵消处理为主的软件系统进行了人体实验研究。结果 运动干扰信号基本消除。低频与高频呼吸阻抗信号的比值K随着运动强度的增加而增大。结论 应用该方法消除呼吸阻抗测量中的运动干扰具有一定的可行性，但是在实际应用中，为了得到更好的结果，应注意考虑K值的准确取值。

中图分类号：R318.6，TH772.2文献标识码：A论文编号：1002-0837(1999)01-0051-05

Application of Dual-Frequency Impedance Method in Respiration Monitoring

WANG Wei-hong

(Institute of Space Medico-Engineering,Beijing 100094,China)

BAO Xian-nengWANG Bo-liang

Abstract：Objective To study the application of dual-frequency impedance pneumography and adaptive filter for reducing motion artifacts in respiration monitoring.Methods Human experiments were done by using a dual-channel plethysmograph and the software including two adaptive processor.Results It was found that the motion artifacts were essentially reduced and the amplitude ratio(K) of low to high-frequency signals of respiration increased with the intensity of movement.Conclusion The dual-frequency pneumography and adaptive filter is practicable in respiration monitoring for reducing motion artifacts.But K should be rectified according to conditions so as to obtain better results of artifact reduction.

Key words：respiration monitoring；dual-frequency impedance pneumography；adaptive filter；motion artifact；human experiment

呼吸是临床和航天医监中要监测的重要生理指标。用阻抗法监测呼吸，具有无创、简单、安全、廉价等诸多优点，但受人体运动引起的干扰影响较大。多年来国内外不少学者都在尽力探讨消除呼吸阻抗测量中运动干扰的有效方法。Javier Rosell等人在应用双频率阻抗测试方法研究了信号/活动伪差比与肺阻抗测量频率的关系后，发现随着频率的增加，人体胸腔阻抗随呼吸变化的灵敏度会增加，相反，由运动引起的干扰信号的幅度却会降低^［1］。因此，他们提出应用双频率阻抗测试和自适应处理技术相结合的方法可能消除呼吸阻抗测量中的运动干扰，但目前国内外尚未见到关于此方法在实际应用中的报道。为了对该方法进行进一步研究，使其真正具有实际应用意义，作者研制了一个双通道呼吸阻抗测量硬件系统，编制了以自适应抵消处理为主的软件系统，并应用该硬件和软件系统进行了人体实验研究。

方法原理

由于呼吸阻抗信号和运动干扰信号的幅度随频率变化的趋势不同，随着频率的增加，与呼吸相关的阻抗变化信号的幅度增加，相反，由运动引起的干扰信号的幅度却会降低^［1］。因此，采用双频率阻抗测试和自适应处理技术相结合的方法可以消除运动干扰。设高频和低频输出的信号x_HF(t)和x_LF(t)分别由两部分组成：要测的呼吸阻抗信号s(t)和由运动引起的以及其他的干扰信号（或噪声）n(t)。则有：

x_HF(t)=A₁s(t)+B₁n(t)(1)

x_LF(t)=A₂s(t)+B₂n(t)(2)

其中A₁、A₂、B₁、B₂分别为不同频率下信号和噪声的系数。

令K=A₂/A₁(3)

d(t)=(1/2)×［x_HF(t)+x_LF(t)］(4)

y₁(t)=K×x_HF(t)-x_LF(t)(5)

把(1)、(2)和(3)式分别代入(5)式，得到：

y₁(t)=(A₂×B₁/A₁)n(t)-B₂n(t)(6)

由(6)式可以看出，y₁(t)是噪声n(t)的一个表达式，因此它是一个与噪声n(t)相关而与信号s(t)不相关的量，而d(t)是一个既包含信号s(t)又包含噪声n(t)的量，因此把d(t)作为输入信号，y₁(t)作为参考输入信号，分别代入自适应抵消器的输入和参考输入端，则其输出信号即为消除了运动干扰后的呼吸阻抗信号^［2］。

从上述方法实现的原理中可以看出，K的取值非常重要。如果实际值和所用的计算值不完全相同的话，那么在参考输入中就包含了一部分要提取的信号，即包含了s(t)中的一部分值，通过自适应抵消器之后，这部分值就会被抵消掉，从而导致输出信号有较大的误差。因此，在实际应用中，首先需要通过一个自适应过程来得到较准确的K值。这个K值只在每次测量前通过记录正常呼吸时低频和高频呼吸阻抗信号得到，作为下一步处理的系数使用。通过计算得到信号y₁(t)=K×x_HF(t)-x_LF(t)作为自适应抵消器的参考输入信号，经过自适应抵消处理之后，即可消除运动干扰信号，得到较好的呼吸阻抗信号。具体原理图如图1所示。

图1系统使用的自适应处理的原理图

Fig.1Schematic diagram of adaptive processing of measuring system

在K值的计算过程中，本文采用了比较简单的LMS算法^［3］，其中μ值取0.0001,滤波器的阶数为一阶。在第二步自适应抵消器的算法实现中，本文采用了改进的LMS算法^［3］，其中μ值取0.0001,抵消器的阶数为20阶,得到了较好的输出结果。

双频率呼吸阻抗测试系统设计

整个系统由双通道呼吸阻抗测量硬件系统、A/D变换卡、计算机系统和分析处理软件等几部分组成。其组成框图如图2所示。

图2系统组成框图

Fig.2Diagram of the measuring system

双通道呼吸阻抗测量硬件系统用于记录高低两种不同频率下的信号。其中一个通道的频率为185 kHz，另一个通道的频率为57 kHz，电流强度均为0.07 mA（有效值）。之所以选择这两种频率的电流，主要是基于以下考虑：首先，一般的阻抗测量电流都选在10 kHz和200 kHz之间，而当电流在50 kHz以下时，皮肤和电极之间的接触阻抗增加，与电极相关的伪差信号就会增加，影响测量的准确性。而选择185 kHz和57 kHz这两种频率的电流，既在一般阻抗测量所选定的频率范围内，又有较大的差距，可以较好地代表高低两种不同频率的信号，同时又可以减少皮肤和电极之间的接触阻抗。其次，185 kHz在57 kHz的两谐波成分之间，可以较好地避免互相调制^［2］。

分析处理软件用于对记录的高低两种不同频率下的信号进行处理，以消除运动干扰，得到呼吸阻抗信号。整个软件由四个模块组成：数据采集并存储、数据回放、数据处理、退出系统。数据采集并存储模块完成对高低两种不同频率下的信号进行采集并显示波形，采样率均为60 Hz，当信号比较平稳需要存储时，可对采集的数据边显示边存盘。数据回放模块的功能是实现在需要时对存储的数据及其处理结果进行回放显示，以便进行进一步的分析处理。数据处理模块完成对记录的低频和高频两路带有运动干扰信号的呼吸阻抗信号进行处理，并显示结果波形。该模块的程序流程图如图3所示。

图3数据处理模块的程序流程图

Fig.3Flowchart of data processing

人体实验研究

为了检验双频率阻抗测试和自适应处理技术相结合消除呼吸阻抗测量中运动干扰方法的可行性并使之应用于实际，作者进行了人体实验研究。

被试者8名身体健康、年龄为18～20岁、体重为59～65 kg的男性。

实验方法采用两电极阻抗测量方法。电极选用极化电位较小的Ag/AgCl圆状小电极，这种电极既能满足测量要求又较廉价^［4］。电极的粘贴部位分别选在两侧腋中线第五、六肋间。当电极贴在腋中线第五、六肋间时，呼吸阻抗的灵敏度较高。电极粘贴部位用酒精棉球涂搽脱脂去污，电极引线用橡皮膏固定好。

(1)被试者站立地面，分别记录20个正常的呼吸波。

(2)被试者站立地面，屏<