第四军医大学
硕士学位论文
USB心电采集系统的研制及从心电图提取呼吸信号的方法探讨
姓名：席涛
申请学位级别：硕士
专业：生物医学工程
指导教师：杨国胜
20050501
独链性蓐噍Ｘ
７２７２５６
秉承学校严谨的学风与优良的科学道嚣，本人声明所呈交的论文是我个人在导师指导下进行的研究工作及取得的研究成果。尽找所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他Ａ已经发表或撰写过的研究成果，不钮含本Ａ或伯Ａ已申请学位或其他用途使用过的成果。与找一同Ｔ作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了致谢。
申请学位论文与资料若育不实之处，本人承艳一切相关责任。
论文作者签名日期
德瓣艇谖产檬謦孵本人完全了解第四军医大学肓关保护知识产权的规定，即：研究生在校攻读学位期间论文工作的知识产权单位羁第四军医大学。本人保证毕业离校后，发表论文或使用论文工作成果时署名单位仍然为第四军医大学。学校可以公布论文的全部或部分内容（含电子版，保密内容除外），可以采用影印，缩印或其他复箭手段保存论文。学校有较允许论文被查阋和借阏，并在较同网上提供论文内容的ｉ玛览和下载服务。
论文作者签名：弛导帮签名：逊日明
缩略语ＥＣＧ
ＲＬＳ
ＬＭＳ
ＱＲＳ
ＭＣＵ
ＭＳＥ
ＰＣＢ
Ａ，Ｄ
ＵＳＢ
缩略语表
英文全称
ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ
ｒｅｃｕｒｓｉｖｅｌｅａｓｔ－ｓｑｕａｒｅ
Ｌｅａｓｔ－ｍｅａｎ－ｓｑｕａｒｅ
ｍｉｃｒｏｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒｕｎｉｔ
ｍｅａｎｓｑｕａｒｅｅｌｌ＇ＯＦ
ｐｒｉｎｔｅｄｃｉｒｃｕｉｔｂｏａｒｄ
ａｎａｌｏｇｔｏｄｉｇｉｔａｌｃｏｎｖｅｒｔ
ｕｎｉｖｅｒｓａｌｓｅｒｉａｌｂｕｓ
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中文全称
心电图
递归最小二乘
最小均方
心室去极化综合波
微控制器
均方差
印制电路板
模拟数字转换
通用串行总线
ＵＳＢ心电采集系统的研制及从心电图提取呼
吸信号的方法探讨
硬士研究生：席涛
导师：杨国胜
第四军医大学生物医学工程系电子学教研室，西安７１００３２
中文摘要
人体与外界环境进行气体交换的总过程，称为呼吸。呼吸是人体重要的生理过程，对人体呼吸的监护检测是现代医学监护技术的一个重要组成部分。呼吸频率是呼吸行为一项重要的参数，通过对呼吸率的研究分析，可以获得许多隐藏在其背后的内在的生理信息，并且对它的检测也较易实现，所以现有的呼吸监护设备主要监测的就是呼吸频率。
大量幅床资料显示，呼吸运动会引起心电图的变化。通过心电图，我们可以观察到在呼吸周期内由胸部运动和心脏位置变化所引起的心电波形峰峰值的改变。这是由于呼吸周期内，描述心脏电波主要传播方向的心脏电轴旋转造成ＯＲＳ波群形态发生了变化。
自适应滤波是近３０年来发展起来的信号处理方法，广泛应用于系统辨识、回波消除、自适应谱线增强、自适应信道均衡、语音线性预测、自适应天线阵等诸多领域中。经过验证，Ｒ波间期时间序列和Ｒ波幅度时间序列中的噪声成分互不相关，它们与呼
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吸信号也不相关。
本论文在深入研究国内外呼吸信号检测方法的基础上，根据呼吸行为导致心电图周期性变化的特点，采用自适应滤波仿真的办法，设计了新的呼吸信号提取方法。
本论文主要完成了以下工作：
※设计了心电信号数据采集系统。具体完成了数据采集系统中单片机控制程序、ＵＳＢ数据采集与传输单元的硬件电路
以及ＵＳＢ设备驱动程序的设计，并绘制印刷电路板。
※设计实验方案，获取心电信号。
※提取心电信号中Ｒ波间期序列和Ｒ波幅度序列，分析信号的性质和关系，确定自适应滤波算法中原始输入信号和参
考输入信号，利用Ｍａｔｌａｂ软件对算法进行仿真，得出较
为理想的估算结果。
本论文的主要创新点包括：
※提出了通过对心电图进行自适应滤波提取呼吸频率信号的方法。真正意义上实现了单一心电检测电路提取心电、
呼吸两路信号。
利用自适应滤波算法从心电信号中提取呼吸信号的方法，不仅具有高效、无创等优点，还利用心电检测技术中已有的设备解决了其他方法中电极和激励电源的问题，使呼吸监测的动态化、实时化成为了可能。
关键词：呼吸频率检测；心电图信号；自适应滤波；递归最小二乘法：ＭＳＰ４３０；ＵＳＢ；ＭＡＴＬＡＢ
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ＴｈｅｄｅｓｉｇｎｏｆｔｈｅＥＣＧｄａｔａａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｓｙｓｔｅｍｂａｓｅｄｏｎｔｈｅＵＳＢｐｒｏｔｏｃｏｌａｎｄｔｈｅｓｔｕｄｙｏｆｔｈｅｍｅｔｈｏｄｆｏｒｄｅｒｉｖｉｎｇｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｓｉｇｎａｌｆｒｏｍ
ＥＣＧｓｉｇｎａｌ
Ｃａｎｄｉｄａｔｅｆｏｒｍａｓｔｅｒ：ＸｉＴａｏ
Ｓｕｐｅｒｖｉｓｏｒ：ＹａｎｇＧｕｏｓｈｅｎｇ
ＤｅｐａｒｔｍｅｎｔｏｆＥｌｅｃ缸ｏｎｉｃｓ，ＦａｃｕｌｔｙｏｆＢｉｏｍｅｄｉｃａｌＥｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，
ＦｏｕｒｔｈＭｉｌｉｔａｒｙＭｅｄｉｃａｌＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ，
Ｘｉ’ａｎ７１００３２，Ｃｈｉｎａ
Ａｂｓｔｒａｃｔ
ＲｅｓｐｉｒａｔｉｏｎｉｓｔｈｅｅｘｃｌｕｍｍｇｉｎｇｐｒＯｌｃｅＳＳｏｆｇａｓｂｅｔｗｅｅｎｈｕｍａｎ’Ｓｂｏｄｙａｎｄｔｈｅｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔ．ＩｔｉＳｔｈｅｉｍｐｏｒｔａｎｔｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌｐｒｏｃｅｓｓｏｆｈｕｍａｒＬＴｈｅｄｅｔｅｃｔｉｏｎｏｆｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎｉｓａｌｓｏａｉｍｐｏｒｔａｎｔｃｏｎｓｔｉｔｕｔｅｏｆｔｈｅｍｏｄｅｒｎｉａｔｒｉｃａｌｗａｒｄｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ．Ｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｆｒｅｑｕｅｎｃｙｉｓａｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｔｐａｒａｍｅｔｅｒｏｆｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｆｉｏｎ．Ｗｅｃａｎｏｂｔａｉｎｍａｎｙｈｉｄｄｅｎｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎｔｈｒｏｕｇｈａｎａｌｙｓｉｓｏｆｉｔ．Ｆｏｒｔｈｅｄｅｔｅｃｔｉｏｎｆｏｒｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｆｉ宅ｑｕｅｎｃｙｉｓｅａｓｙｔｏｒｅａＪＪＺｅ，ｉｔｉｓｔｈｅｐｒｉｍａｒｙｏｂｊｅｃｔｆｏｒｔｈｅｅｘｉｓｔｉｎｇｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｄｅｔｅｃｔｉｎｇｅｑｕｉｐｍｅｎｔ．
ＰｌｅｎｔｉｆｕｌｃｌｉｎｉｃａｌｄａｔａｓｈｏｗｅｄｔｈａｔｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎｗｏｌｌｌｄｃａｕｓｅｔｈｅｃｈａｎｇｅｏｆｔｈｅＥＣＧ．Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃｂｅａｔ－ｔｏ－ｂｅａｔｖａｒｉａｔｉｏｎｓｃａｎｂｅ
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ｏｂｓｅｒｖｅｄｉｎｔｈｅＥＣＯｄｕｒｉｎｇｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｃｙｃｌｅａｓｏａｕｓｅｄｂｙｃｈｅｓｔ
ｍｏｖｅｍｅｎｔｓａｎｄｃｈａｎｇｅｓｉｎｔｈｅｐｏｓｉｔｉｏｎｏｆｔｈｅｈｅａｒｔ．Ｄｕｒｉｎｇｔｈｉｓｃｙｃｌｅｔｈｅｅｌｅｃｔｒｉｃａｌａｘｉｓｏｆｔｈｅｈｅａｒｔ，ｄｅｓｃｒｉｂｉｎｇｔｈｅｍａｉｎｄｉｒｅｃｔｉｏｎｏｆｔｈｅｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｗａｖｅｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ，ｉｓｓｕｂｊｅｃｔｅｄｔｏｒｏｔａｔｉｏｎｗｈｉｃｈｃａｕｓｅｓ
ｖａｒｉａｔｉｏｎｓｉｎＱＲＳｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ．
Ａｄａｐｔｉｖｅｆｉｌｔｅｒｉｎｇｉｓｔｈｅｓｉｇｎａｌｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇｍｅｔｈｏｄｄｅｖｅｌｏｐｅｄｆｒｏｍｒｅｃｅｎｔ３０ｙｅａｒｓ．Ｉｔｉｓｗｉｄｅｌｙｕｓｅｄｉｎｓｙｓｔｅｍｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ，ｎｏｉｓｅｃａｎｃｅｌｌａｔｉｏｎ，ｃｈａｎｎｅｌｅｑｕａｌｉｚａｔｉｏｎ．ｐｒｅｄｉｃｔｉｖｅｃｏｄｉｎｇ，ｅｔｃ．Ｉｔｈａｓｂｅｅｎ
ｖａｌｉｄａｔｅｔｈａｔｔｈｅｎｏｉｓｅｃｏｍｐｏｎｅｎｔｏｆｔｈｅＲ－ＲｉｎｔｅｒｖａｌｓｅｒｉｅｓａｎｄｏｆｔｈｅＲ－ｗａｖｅａｍｐｌｉｔｕｄｅｓｅｒｉｅｓｉｓｎｏｔｃｏｒｒｅｌａｔｅｄｗｉｔｈｅａｃｈｏｔｈｅｒ．Ａｎｄｔｈｅｙ孵ｎｏｔｃｏｒｒｅｌａｔｅｄｗｉｔｈｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｓｉｇｎａｌｅｉｔｈｅｒ．
Ｔｈｉｓｔｈｅｓｉｓｔｈｏｒｏｕｇｈｌｙｓｔｕｄｉｅｄｔｈｅｄｏｍｅｓｔｉｃａｎｄｏｖｅｒｓ哪ｒｅｓｅａｒｃｈｏｎｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｓｉｇｎａｌ出征砒ｉｎｇｍｅｔｈｏｄｓ．ＢａｓｅｏｎｔｈｅＥＣＧｐｅｒｉｏｄｉｃｉ锣ｖａｒｉａｔｉｏｎｓｃａｕｓｅｄｂｙｔｈｅｒｅｓｐｉｒａ（ｏｒｙａｃｔｉｖｉｔｙ，ｗｅ
ｄｅｓｉｇｎｅｄａｎｅｗｍｅｔｈｏｄｔｏｏｂｔａｉｎｔｈｅｍｓｐｈ－－ａｔｏｒｙｓｉ刚ｕｓｅｄｔｈｅａｄ删ｖｅｆｉｌｔｅｒｉｎｇｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ．
Ｔｈｅｒｅｓｅａｒｃｈｗｏｒｋｈａｓｂｅｅｎｃａｒｒｉｅｄｏｕｔｆｒｏｍｔｈｅｔｈｒｅｅａｓｐｅｃｔｓｉｎｔｈｉｓｔｈｏｓｉｓ．
※ＤｅｓｉｇｎｅｄｔｈｅＥＣＧｄａｔａａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｓｙｓｔｅｍ．Ｉｎｔｈｉｓｓｙｓｔｅｍ，
ＩｄｅｓｉｇｎｅｄｔｈｅＭＣＵｓｏｆｔｗａｒｅ。ｔｈｅｈ棚ｄｗ缸ｅｏｆＵＳＢｄａｔａ
ｔｒａｎｓｆｅｒｕｎｉｔａｎｄｔｈｅＵＳＢｄｅｖｉｃｅｄｒｉｖｅｒ．
※ＤｅｓｉｇｎｅｄｔｈｅｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔｓｃｈｅｍｅｔｏｏｂｔａｉｎｔｈｅＥＣＧｓｉｇｎａｌ．
※ＡｂｓｔｒａｃｔｅｄｔｈｅＲ－ＲｉｎｔｅｒｖａｌｓｅｒｉｅｓａｎｄｔｈｅＲ－ｗａｖｅａｍｐｌｉｔｕｄｅｓｅｒｉｅｓ；ａｎａｌｙｚｅｄｔｈｅｔｗｏｓｉｇｎａｌｓ’ｑｕａｌｉｔｙａｎｄ
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ｃｏｎ＇＿ｅｌａｔｉｏｎ；ｍａｋｅＳＬｌｌｆｅｔｈｅｐｒｉｍａｒｙｉｎｐｕｔｓｉｇｎａｌａｎｄｔｈｅ
ｒｅｆｅｒｅｎｃｅｉｎｐｕｔｓｉｇｎａｌ；ｕｓｅｔｈｅＭＡＴＬＡＢｔｏｅｍｕｌａｔｅｄｔｈｅ
ｒｅ汕．
ａｌｇｏｒｉｔｈｍａｎｄｃｏｍｐｕｔｅｄｔｈｅｅｓｔｉｍａｔｅｄ
１ｆ１地ｔｈｅｓｉｓｏｂｔａｉｎｅｄｔｈｅｒ％ｕｌｔａｓｆｏＵｏｗ：
※ＤｅｓｉｇｎｃｄｔｈｅｍｅｔｈｏｄｆｏｒｄｅｒｉｖｉｎｇｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｓｉｇｎａｌｆｒｏｍＥＣＧｓｉｇｎａｌｂａｓｅｄｏｎｔｈｅａｄａｐｔｉｖｅｆｉｌｔｅｒｉｎｇＭｇｏｆｉｔｈｍ．Ｉｔｉｓ
ｒｅａｌｉｚｅｄｔｈａｔｏｂｔａｉｎｉｎｇｔｈｅＥＣＧａｎｄｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｓｉｇｎａｌ
ｆｒｏｍｔｈｅｓｉｎｇｌｅＥＣＧｓｉｇｎａｌｄｅｔｅｃｔｉｎｇｈａｒｄｗａｒｅ．Ｔｈｅｍｅｔｈｏｄｆｏｒｄｅｒｉｖｉｎｇｒ＊ｓｐｉｒａｔｏｒｙｓｉｇｎａｌｆｒｏｍＥＣＧｓｉｇｎａｌｂａｓｅｄｏｎｔｈｅａｄａｐｔｉｖｅｆｉｌｔｅｒｉｎｇａｌｇｏｒｉｔｈｍｉｓｈｉ曲ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ，ｎｏｎ－ｉｎｖａｓｉｖｅ．Ａｎｄｉｔｈａｓｓｏｌｖｅｄｔｈｅｐｒｏｂｌｅｍｏｆｔｈｅｅｌｅｃｔｒｏｄｅａｎｄｔｈｅｐｏｗｅｒ．Ｔｈｉｓｍｅｔｈｏｄｍａｋｅｔｈｅｄｙｎａｍｉｃ，ｒｅａｌ－ｔｉｍｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇｐｏｓｓｉｂｌｅ．
ＫｅｙＷｏｒｄｓ：ｄｅｔｅｃｔｉｎｇｏｆｔｈｅｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙｆｒｅｑｕｅｎｃｙ；ＥＣＧｓｉｇｎａｌ；ａｄａｐｔｉｖｅｆｉｌｔｅｒｉｎｇ；ｒｃｃｕｒｓｉｖｅｌｅａｓｔ—ｓｑｕａｒｅａｌｇｏｒｉｔｈｍ；ＭＳＰ４３０；ＵＳＢ；Ｍ棚．ＡＢ
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前言和文献回顾
１呼吸监护的意义
人体与外界环境进行气体交换的总过程，称为呼吸（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ）。通过呼吸，人体不断地从外界环境摄取氧，以氧化体内营养物质，供应能量和维持体温；同时将氧化过程中产生的二氧化碳排出体外，以免二氧化碳过多扰乱人体机能，从而保证新陈代谢的正常进行ｆｌ】。所以，呼吸是人体重要的生理过程，对人体呼吸的监护检测也是现代医学监护技术的一个重要组成部分，在运动医学、军事医学以及医学科学研究中，呼吸检测都是一项重要的生理指标。但目前呼吸监护技术的发展滞后于心肌管监护技术，临床医生重“心”轻“肺”的现象普遍存在。
随着社会进步和人民生活水平豹不断提高，人们已经不再满足有病才看医生的被动模式，他们更希望能在疾病爆发之前就得到预警，或是在无法实现住院治疗的情况下了解自身的健康状况。这样，能够实现实时、动态、连续监护人体生理指标的便携式监护设备就成为了未来家庭健康保健的首选，也是临床诊断和治疗所必不可少的。现代监护技术要求连续监测各种生理参数，做到无创、准确、稳定，尽可能减少不适感，无过敏反映，这其中需要解决的问题颇多。呼吸监护同样面临这样的困难，它已经不仅仅局限予对呼吸频率、呼吸节律、动脉血气以及普通胸片等常规项目的检查，能确切反映患者通气氧合状况并能指导机械通气治疗参数调节和临床用药的指标更加受到重视。但在现有的技术条件下，要实现用便携式呼吸监护设备实时动态连续监护这一系列的生理参数，是非常困难的。呼吸频率是呼吸行为一项重要的参
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数，通过对呼吸率的研究分析，可以获得许多隐藏在其背后的内在的生理信息，并且对它的检测也较易实现，所以现有的呼吸监护设备主要监测的就是呼吸频率。
２呼吸信号的检测方法的文献回顾
作为一项重要的临床生理指标，人们愈来愈重视对呼吸行为的监护。近几十年来，国内外的研究者们采用了各种方法检测人体的呼吸信号，形成了各自的理论和方法。
２．１常用呼吸信号检测方法
２．１．１用压力传感器获取呼吸信号
压力传感器也称为应变式传感器。呼吸运动时，随着呼气和吸气的周期性变换，呼吸管道以及胸腹部都会产生周期性的形变。压力传感器就是从这个现象出发，设法感受呼吸时呼吸管道和胸腹部的这种周期性形变，以此测定呼吸频率嘲。
压电式传感器的输出信号非常微弱。一般需要将电信号放大后才能捡测出来。按照压电传感器的工作原理，传感器输出的是电压信号或电荷信号，因此前置放大器也有两种形式：一种是电压放大器，其输出电压与输入电压成正比，这种放大器通常称作阻抗变换器；另一种是电荷放大器，其输出电压与输入电荷量成正比。根据流体力学和热力学原理，人在呼吸时，因气体的流动，流动的气体会对周围产生瞬间压力，如果在呼吸管道上放置压力传感器，该压力传感器会将呼吸信号转换为电压信号，再通过放大、检波和Ａ／Ｄ转换，或通过功率放大再至记录和数据处理；也可将压力传感器放置在胸部或腹部，根据胸腔的扩大和缩小的节律性交替改变，引起胸部、背部以及腹部的起伏变化产生电压信
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号，再进行放大处理，即可获得呼吸信号。
２．１．２用温度传感器获取呼吸信号
利用某些材料或元件的物理特性与温度有关这一性质，将温度的变化转化为电量的变化，这就是温度传感器【２】。常用的温度传感器有热敏电阻、ＰＮ结、热电偶、石英晶体、红外热探测器和液晶测温膜等。因呼吸气流的温度变化不大（１～２＂Ｃ），故用于呼吸温度采样的传感器一般是热敏电阻式传感器。
几乎所有物质的电阻率都随其本身的温度的变化而变化，这一物理现象称为热电阻效应。利用这一原理制成的温度敏感元件称为热敏电阻。在一定的温度范围内，大多数金属（比如铂和铜）的电阻率几乎与温度成正比，．电阻与温度的关系为公式（１）；
Ｒ，＝Ｒ。【ｌ＋ａ（Ｔ—Ｔ捌…………………（１）式中Ｒｏ＿一元件在Ｔｏ时的电阻；值—Ｔ０时的电阻温度系数；Ｒｒ—韫度为Ｔ时元件的电阻值。金属的温度系数为正，即电阻值随着温度的升高而增大。半导体热敏电阻分为３类，即负温度系数＜ⅫｒＣ）型，正温度系数（Ｐ１℃）型和单晶掺杂的半导体型。它们的阻值与温度的变化关系跟温度系数有关，温度系数为正表示电阻值随温度的升高而增大，温度系数为负则反之。如果在这些传感器上加上电压，就可以将电阻的变化（当温度变化时）转换成电流或电压的变化。如果将温度传感器装在呼吸管道上，则在呼、吸气时产生的温度变化会引起传感器的电量变化。比如用热敏电阻式呼吸传感器采样呼吸信号就是利用这个原理。如图１所示，热敏电阻Ｒｔ是电桥的一个测量臂，将它安放在呼吸气流通路上，呼吸气流流过热敏电阻时改变传热条件并使Ｉｃｔ的阻值随着
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呼吸周期发生周期性变化。经过测量电桥，将热敏电阻阻值的变化量在放大器的输入端前转换为与呼吸周期同步的交变电压信号，经放大后输出，这个输出的交变电压信号的频率即为呼吸频率。利用这个原理检测是否呼吸和呼吸频率等。
Ｂ
图１热敏电阻式呼吸传感器采样呼暖信号原理圈２．１．３用阻抗法获取呼吸信号
呼吸运动时，随着胸壁肌肉张弛，胸廓交替形变，机体组织的电阻抗也将产生交替的变化。试验证明，呼吸阻抗与肺容积之间存在着一定的对应关系，呼吸阻抗值与肺容积成正比。阻抗式呼吸频率传感器就是依据这一特性设计的。
在用阻抗测呼吸信号的方法中，电极的安放位置不同，所得的阻抗——容积关系是不同的。而且，由于被试者机体组织、体形等存在个体差异，其阻抗——容积关系也将不同如果对被测者的呼吸阻抗与肺容积进行定量标定，那么除了可以测定呼吸频率外，还可以对其他呼吸参数作出定量分析。
检测呼吸阻抗的方法有很多，常用的有电桥法，调制法以及恒压或恒流源法等。这些方法都是针对检测呼吸阻抗的，电桥法对皮肤处理要求较高，而且电桥平衡调节困难，实际操作中很少用到。我们仅以最为常用的恒流源的方法为例进行分析。通常恒
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流源法是在测量电极两端加一恒流电源，通过测量其电压值得出待测呼吸阻抗。它是由恒流源、高输入阻抗放大器、倍压检波器、直流放大器、有源低通滤波器、功率放大器、基线回零电路等组成。由恒流源输出的高频电流通过测量电极直接加到受试者的胸壁，由于呼吸阻抗的周期变化，使测量电极两端的电压幅值随之发生变化。这个变化的高频电压信号经高频调谐放大，由检波器检出直流信号，再经直流放大和低通滤波，输出直接反映呼吸阻抗变化的直流信号。该信号经功率放大后推动记录描记仪描记出呼吸曲线，从而获得呼吸频率。这里，基线回零电路的功能是当直流放大器出现瞬时过载时，使记录曲线迅速回零。２．１．３．１双频率阻抗法
阻抗法测呼吸是目前呼吸监测设备中最为常用的一种技术，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。对此，国内外很多学者都在努力寻找消除运动对呼吸阻抗测量干扰的有效方法，取得了一定成果。ＪａｖｉｅｒＲｏｓｏｌｌ等人就提出了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１３４１，我国航天医学工程研究所和国防科技大学的王卫红、鲍成能等人也予１９９９年在该方法的基础上，设计出了软硬件实测系统，并进行了人体实验【５１。
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，与呼吸相关的阻抗信号的变化幅度增加，相反，由运动引起的干扰信号的幅值却会降低。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轴（ｔ）和孙（ｔ）分别由两部分组成：
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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。（ｔ）＝Ａ．Ｓ（ｔ）＋Ｂ，ｎ（ｔ）
ｘ。（ｔ）＝Ａ，ｓ（ｔ）＋＆ｎ（ｔ）…………………（３）其中ＡＩ、Ａ２，、Ｂ１：Ｂ２分别为不同频率下信号和噪声的系数。
令
Ｋ＝Ａ２／Ａ…………………（４）ｄ（ｔ）＝（１／２）ｘ【ｘ－（ｔ）＋Ｘ。（ｔ）】…………………（５）ｙ．（ｔ）＝Ｋｘｘ，（ｔ）一ｘ。（ｔ）…………………（６）把（２）、（３）、（４）分别代入（６）式，得到：
ｙ．（ｔ）＝（Ａ，ｘＢ，／Ａ，）ｎ（ｔ）一Ｂ：ｎ（ｔ）…………………（７）由（７）式可以看出，ｙ。（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（ｃ）又包含噪声ｎ（ｔ）的量，因此把ｄＯ）作为输入信号，ｙ。（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，其输出信号即为消除了运动干扰后的呼吸阻抗信号。本方法中，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，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，实际应用中，首先需要通过一个自适应过程来得到较精准的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。
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值得注意的是，阻抗法检测呼吸信号的方法中，对电极的要求较高。测量呼吸阻抗的电极要求性能稳定，能够长期工作。通常采用浮动电极，有时也可以与心电电极兼顾使用，用一对电极同时测取心电信号和呼吸阻抗信号，然后通过电子线路的专门处理分别记录和显示。在上述的双频率阻抗法中，电极采用极化电位较小的Ａ∥ＡｇＣＩ圆状小电极，这种电极廉价且性能较好【６】。还需注意的是，激励信号频率的恒定非常重要，它可以减少由皮肤阻抗变化带来的影响。
２．２通过心电信息获取呼吸信号
众所周知，呼吸运动会引起心电图的变化。心电图中，心率和ＱＲＳ波群表现出的周期性波动就是因为呼吸运动的影响。通过心电图，我们可以观察到在呼吸周期内由胸部运动和心脏位置变化所引起的心电波形峰峰值的改变。这是由于呼吸周期内，描述心脏电波主要传播方向的心脏电轴旋转造成ＱＲＳ波群形态发生了变化。呼吸同样也会导致心率的显著波动，吸气时心率加速，
呼气时心率减缓；在窦性心率失常时观察到的心率波动与呼吸周期内自发语调的变化有关，并在窦房结功能紊乱时消失【Ｈ】。这就为我们通过对心电信息的分析研究获取呼吸信号的方法提供了事实依据。２０世纪∞年代以来，国外不少学者在这方面做了大量研究，并取得了一定的成果。
２．２．１通过心电图获取呼吸信号
１９８５年，ＧＢ．Ｍ∞ｄｙ，Ｒ．ＧＭａｒｋ等人通过对比因呼吸改变相角的心电向量和参考心电向量，从多通道心电图中获得了呼吸信号的波形和频率【ｔ０１。
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１９９０年，Ｍ．．Ｖａｒａｎｉｎｉ，Ｍ．Ｅｍｄｉｎ等人又提出了通过对单导联心电图进行自适应滤波获得呼吸信号的方法【１１１。这种方法是将从心电图信号中提取的Ｒ－Ｒ间期时间序列与Ｒ波波幅时间序列作为滤波器的输入，通过自适应滤波，在它的输出端估算出呼吸运动的频率。研究表明，这种单导联检测算法的灵敏度和阳性率（ｐｏｓｉｔｉｖｅｐｒｅｄｉｃｆｉｖｉｔｙ）分别为７７％和５６％【１２１。
在其他的研究中，ＱＲＳ波群的峰峰值变化被用来从心电图信号中获取呼吸信息而进行分析。这些研究表明传统的基于潮气量和身体容积变化的呼吸检测方法可以由从心电图中应用适当的信号处理技术获取的呼吸信号所代替。这种方法非常适合于不方便对呼吸活动进行监测的情况。这样一种信号也许不仅对估算呼吸频率有效而且对提取更多不同形式呼吸暂停的细节信息非常有用。这种源于心电图的呼吸信息是计算由两个不同的导联综合而成的ＱＲＳ区域并利用这些区域的比率来测量呼吸的调制幅度。这种方法得出的呼吸信号被拿来与通过呼吸气流传感器测出的呼吸信号比较，结果是这两种信号表现出了非常相似的性质。在另外一项研究中，同样的ＱＲＳ区域比例的方法被用来研究一群健康被测者，并发现由心电图得来的呼吸信号与实际的呼吸信号在谱估算时高度一致。
２．２．２通过心电图获取呼吸信号
２００３年，瑞典兰德大学德Ｓ．Ｌｅａｎｄｅｒｓｏｎ和蔼班牙萨拉戈萨大学的Ｐ．Ｌａｇｕｎａ等人提出了从心电向量图中提取呼吸信号的新方法０３］。这种方法是基于一种可观测到的心电向量环和一种关于旋转变换以及时间同步的参考向量环的结合。结果中的一系列旋转角度反映了由呼吸带来的心脏中电轴的变化【１４１。呼吸频率是从对呼
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吸信号的功率谱分析中估算出来的。呼吸调制与心率的值是通过对信号的旋转角度和心率的交叉功率谱分析得到的【１５￣１羽。
３通过心电图获取呼吸信号的技术路线
本研究采用加压单极肢体导联，获取人体心电图信号，并通过采用自适应滤波算法，将调制于心电信号上的呼吸频率信号解调出来，从而实现对受试者呼吸行为的监测。具体包括以下内容：※利用压力传感器的方法获取受试者真实的呼吸信号，作为估算信号的比照。
※利用加压单极肢体导联心电检测设备，获取调制有呼吸信号的心电圈信号。
※对获得的心电图信号进行自适应滤波，提取呼吸信号。
※将估算出的呼吸信号与真实的呼吸信号进行时、频域比较，分析实验结果。
４本论文的研究工作和创新
本论文主要完成了以下研究工作：
※设计了心电信号数据采集系统。具体完成了数据采集系统中单片机控制程序、ＵＳＢ数据采集与传输单元的硬件电路
以及ＵＳＢ设备驱动程序的设计，绘制印刷电路板。
※设计实验方案，采用加压单极肢体导联获取心电信号。
※提取心电信号中Ｒ波间期序列和Ｒ波幅度序列，分析信号的性质和关系，确定自适应滤波算法中原始输入信号和参
考输入信号，利用Ｍａｔｌａｂ软件对算法进行仿真，得出较
为理想的估算结果。
本论文的主要创新点包括：
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※提出了利用加压单极肢体导联心电图通过自适应滤波提取呼吸频率信号的方法。真正意义上实现了单一心电检测电路提取心电、呼吸两路信号，为今后便携式多生命参数监护仪的研究创造了条件。
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正文
１心电信号数据采集系统ＵＳＢ数据采集与传输
单元的设计
１．１心电信号数据采集系统的设计要求与整体结构１．１．１心电信号数据采集系统的设计要求
心电信号数据采集系统的设计要求为：
※能够检测、采集正常人体心电信号，同时保证研究所需低频的呼吸信号不被滤除。
※能够把采集到的心电数据传输到计算机。
※需要遵循功耗低、体积小、操作方便的设计原则。
遵循系统的设计要求，在设计过程中，尽可能选择多功能的芯片、简化电路，同时尽量使用表贴元器件，并双面放置。这减少了系统出错的几率、增加了系统的可靠性，同时缩小了体积、减轻了重爨。
１．１．２心电信号数据采集系统的整体结构
心电信号数据采集系统的整体结构如图１．１所示。
图１．１心电信号数据采集系统整体结构
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数据采集系统通过心电电极采集到的信号经过信号调理单元放大和滤波后，进彳亍Ａ／Ｄ变换，为了降低功耗，系统使用了集成在微控制器内部的８通道１２位Ａ仍模块作为Ａ／Ｄ变换器；经过Ａ／Ｄ变换后的数据可以直接经过ＵＳＢ数据采集与传输单元送入计算机。
１．２信号调理单元
由于心电幅度只有ｍｖ量级，并且人体的内阻比较大，因此一个高阻抗、高增益的放大器是准确获取心电信号的关键。而周围环境中充满了各种各样的电磁干扰，会严重影响微弱的ＥＣＧ信号，而其中最为严重的是５０Ｈｚ的工频干扰。如何避免这些干扰也是心电放大器设计所必须考虑的问题。
基于以上考虑，本文中的心电数据采集系统中的信号调理单元就是对由心电电极获取的心电信号进行放大和滤波，为随后的Ａ／Ｄ转换以及数据分析处理提供良好的信号来源。图１．２给出了信号调理单元工作框图。
图１．２信号调理单元工佧框豳
由于原始心电信号有正有负，而进入ＡＤｃ的信号必须是单极性的，所以必须对原始心电信号进行处理，使之由双极性信号转化为单极性信号进行进一步分析。
常规心电检测设备为了获取理想的心电信号，通常会设计一个带通滤波器，以滤除低频噪声给系统带来的影响。本研究中，由于期望获取的呼吸信号是一个低频信号，所以在设计带通滤波
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