呼吸测量范文

呼吸测量范文（精选5篇）

呼吸测量 第1篇

人们早已意识到,人体的皮肤电阻有着重要的生理意义,并对此进行了相应的研究[1]。1879年,Vigouroux首先发现皮肤电现象。1890年,Tarchanoff发现机体在视、听、痛等感觉刺激及情绪激动时,皮肤两点之间电阻降低,他将这种现象称为皮肤电反射。人们对皮肤电现象原理的认识尚不够深入。目前的研究表明,人体皮肤表面电阻发生变化的外周机制与汗腺活动有明显关系。汗液中存在大量的电解质,当汗腺活动有一定改变时,皮肤的导电性就会有明显的改变,而汗腺活动主要受到交感神经的调节[2]。

如今皮肤电阻和情绪的密切关系已经得到了很好的证实。对于情绪这一难以监测的心理活动,利用皮肤电阻进行测定成为了最有效的方法。利用测量皮肤电阻的方法可以实现对情绪的分析和研究,再结合其他生理参数的测量,如心率、体温、瞳孔大小、面部表情识别等可以进一步提高准确性,以及实现测谎[24]。

呼吸状态是生理监测中的另一个重要参数,如何对其进行非接触、动态的监测,在睡眠疾病诊断、临床监护、心血管系统的反馈调节等各个研究领域都有其重要的研究价值。医学上对呼吸进行监测一直是一个难点。目前呼吸监测方法可分为侵入性监测与无创监测。侵入性监测条件要求高且操作不方便。无创监测中常用的有压力传感、温度传感、胸部阻抗测量、心电信息获取等方法[5,6]。这些方法有操作复杂、易受其他因素干扰、可能会给病人带来不适等缺点。间接的无创呼吸监测方法,如多普勒雷达测呼吸[7]和ECG提取呼吸信号[8],都需要先用特定的传感器监测其它参数,而且在测量精度上还难以满足要求。

本文设计了一个新颖的皮肤电阻测量系统,研究人体皮肤电阻与呼吸、情绪的关系。特别是探讨了通过测量皮肤电阻来实现对呼吸状态的监测,这为病人的呼吸状态监测提供了新的思路。实验证明,当人呼吸变得急促,交感神经系统促使皮肤竖毛肌收缩,汗腺的汗液分泌量增大,皮肤电阻值下降,通过测量电路可以比较容易地检测出这种变化。

目前人们对皮肤电阻的研究主要停留在与情绪变化的关系的讨论上,皮肤电阻的其他生理意义尚缺乏有意义的探究,也缺少相关的实验研究。皮肤电阻与心率、脑电等生理信号相比,它的应用还远不够成熟。

1皮肤电阻测量系统设计

皮肤电阻阻值较大,一般在2 kΩ～50 kΩ之间,而由情绪、呼吸变化引起的皮肤电阻变化幅度很小,必须对其进行较大幅度的放大。基于这种阻值大、变化小的特点,宜使用灵敏的电桥进行测量,将阻值变换信号变换为电压变化信号,然后再进行放大处理。

1.1系统框图

皮肤电阻测量系统分为测量检测、信号放大处理与数据结果显示几个部分,测量系统总体的设计框图如图1所示。

将两个测量电极之间的皮肤电阻作为惠斯通电桥的一个臂接入检测电路中,通过惠斯通电桥将皮肤电阻变化信号转化为电压变化信号。皮肤电阻变化较慢,频率较低,而其它干扰信号一般频率较高,因此可以通过低通滤波电路滤除干扰信号,然后送入电压放大电路再进行放大处理。经过A/D转换把模拟信号转变为数字信号,即可进行数据的处理与显示。

1.2 测量电极与检测电路

测量电极采用医用氯化银电极。电极部分为1 cm2的氯化银电极片,用导电胶粘贴在贴纸上。使用时,将电极贴片贴在人体皮肤上,两端连接电极的不锈钢扣帽即可。这种电极非常适合与皮肤接触的电信号测量,在人体心电的测量中已得到广泛的应用。

基于皮肤电阻的特点,检测电路部分采用惠斯通电桥,设计如图2所示。

人体皮肤电阻和电位器W1、定值电阻R1、R2构成电桥的四个臂。

使用时调节W1,当满足式(1)时,电桥平衡,输出端电压为零。

$\frac{R{}_{\text{皮}\text{肤}}}{W1}=\frac{R1}{R2}(1)$

当皮肤电阻发生微小变化时,电桥不再平衡,输出端有电压变化,这样就可以将阻值变换信号转变为电压变化信号。

在电桥两端,利用两个IN4148二极管构成稳定的1.2 V左右的钳制电压,以避免电源电压不稳定对测量带来的影响。利用此电桥可以灵敏检测出皮肤电阻的微小变化,同时通过调节电位器W1可以使电路适用于不同个体皮肤电阻的阻值差异。

2 测量方法

基于上述测量系统,设计了如下实验,对不同因素引起的皮肤电阻变化情况进行测量。

2.1 准备阶段

人类手掌汗液分泌较为旺盛,被认为是“精神性出汗区”,其汗腺功能与身体其它部位之体温调节出汗不同,主要对精神性活动或感觉刺激反应敏感[9]。当人们情绪变化时,交感神经活动度也发生变化,汗腺分泌活动改变,皮肤的导电性也发生变化。因此,选取手掌作为测量部位。用75%的医用酒精对测量部位进行脱脂,待皮肤表面酒精蒸发后,将一次性氯化银电极贴在测量部位,用测量夹子连接好。实验过程中要求被测者尽量不要随意活动手臂。

在开始测量之前,被测者应平静休息受试坐在靠椅上,左前臂平放于实验台上,姿势以受试者自我感觉舒适为宜,保持情绪稳定、呼吸均匀,闭眼休息5 min。实验室内尽量保持安静,试验人员不可随意走动。约5 min后读数趋于稳定,这时调节调零旋钮W1,使指针指向0刻度。

2.2 测量阶段

2.2.1 电极间距影响测试

改变两个氯化银电极之间的间距,甚至将两个电极分别接在两只手的手心处,来测量电极间距对皮肤电阻的影响。

2.2.2 呼吸测试

开始测试后,被测者做连续、急促的深呼吸, 12 s后恢复正常呼吸,约30 s后皮肤电阻恢复正常,实验停止。

2.2.3 情绪测试

情绪测试中,需要通过某种方式给被测试者带来情绪上的刺激。这里采用BDXLⅡ注意分配试验仪[2],将光刺激作为应激刺激。由于需要被测者用一只手参与实验,可将两个电极连接在被测者的一只手的手心附近,用另一只手完成实验。测试开始后,试验仪右侧的信号灯会有一盏随机亮起,要求被测者用最快速度按灭亮起的信号灯,这时会有其它灯再亮起,最终仪器将记录被测者在一定时间内按灭的次数,以此来给被测者制造紧张的情绪。

3 实验结果

3.1 人体皮肤电阻的定性检测

实验过程中发现,改变两个电极的间距,测出的电阻并没有发生较大变化,甚至将两个电极分别接在两只手的手心测出的结果和接在一只手上的差距同样不大。可以推断,电极所测量的皮肤电阻并不是测量点在表皮上形成的电阻,所测电阻主要体现在皮肤的表皮、真皮、皮下组织之间纵向存在的电阻。根据本实验结论及生理分析,可设计皮肤电阻模型如图3所示。

皮肤的表皮电阻率高,测量点A、B在表皮间的电阻R′阻值很大,对于实际所测电阻影响可以忽略;皮下组织液电阻率小,皮下的横向电阻R2阻值很小;皮肤的纵向电阻阻值R1、R3基本等于测量阻值,且因受人体状态改变而发生变化。故测量点A、B间的实际电阻基本上相当于R1、R2、R3的串联,主要体现于R1和R3上。

3.2 呼吸监测

实验选取了10名被测者,其中5名男性,5名女性。当被测者在2 s末开始做急促深呼吸时,测量值即迅速上升。被测者在12 s末停止急促深呼吸,测量值逐渐恢复到零。测试结果表明,不同个体间皮肤电阻数值差距较大,但变化趋势基本相同。

对10名被测者的测量数据进行平均,可得出的呼吸监测实验结果如图4所示。

3.3 情绪监测

实验同样选取了10名被测者,其中5名男性,5名女性。被测者在2 s末开始刺激,12 s末停止。测试结果表明,不同个体间皮肤电阻数值差距较大,但变化趋势基本相同。

对10名被测者的测量数据进行平均,可得出的情绪监测实验结果如图5所示。

4 结论

实验结果表明,人体皮肤电阻与人体的呼吸和情绪变化有着密切关系,人体的汗腺存在于皮肤的真皮层或皮下组织中。当人呼吸变得急促,或受到情绪上的刺激时,交感神经系统促使皮肤竖毛肌收缩,汗腺的汗液分泌量增大,真皮层的纵向电阻阻值降低,导致人体皮肤电阻下降。通过对皮肤电阻的测量可以实现对人体呼吸状态、情绪状态的监测。

目前对情绪和皮肤电阻的关系研究并不深入,在文献上还很难看到有关呼吸和皮肤电阻的关系的研究。作为一个易于测量、独具价值的生理参数,皮肤电阻有着广阔的研究空间和应用前景。

参考文献

[1] Neumann E,Blanton R.The early history of electrodermal research.Psychophysiology,1970;6(4):453—475

[2]王正,姚云云,张红静,等.大学生皮肤电阻实验设计与研究.医学教育探索,2005;4(3):153—157

[3]杨银,杨斯环,张莉,等.放松训练对脑电、心率变异及情绪的影响.中国心理卫生杂志,2002;16(8):522—524

[4]陈昌凯,傅根跃,倪晓峰,等.测谎中皮肤电反应的认知效应初探.中国临床心理学杂志,2006;14(3):286—291

[5]席涛,杨国胜,汤池,等.呼吸信号检测技术的研究进展.医疗卫生装备,2004;(12):26—29

[6]吴丹,徐效文,王磊,等.穿戴式动态睡眠呼吸监测系统的设计.传感技术学报,2010;23(3):322—325

[7] Lohman B,Boric Lubecke O,Lubecke V M,et al.A digtal signalprocessor for doppler radar sensing of vital signs.IEEE Engineeringin Medicine and Biology,2002;21(5):161—164

[8] Bowers E J,Murray A,Langley P.Respiratory rate derived fromprincipal component analysis of single lead electrocardiogram.Com-puters in Cardiology,2008;35:437—440

《测量呼吸和心跳》教学反思 第2篇

《测量呼吸和心跳》，重点是让学生通过对数据的分析，发现运动对呼吸和心跳的影响，难点是如何采集比较准确的数据。

导课时，我提出问题：“运动时，身体会发生哪些变化?”学生根据已有的经验说出了很多身体的变化，其中，有的学生谈到呼吸和脉搏跳动的变化。我在学生汇报的基础上，紧接着问：“人在运动时，呼吸和脉搏跳动，究竟会发生怎样的变化呢?它们变化的规律又是怎样呢?”让学生提出自己的假设，然后引导学生，既然我们要研究呼吸和脉搏跳动，那首先要能测量呼吸和脉搏跳动，测量时应该注意什么呢?教师先让学生说自己的想法，然后再给予补充。

在本节课中，学生能否发现呼吸和心跳的变化规律，取决于对数据的分析，而如何科学、准确地采集数据，又将直接影响学生对数据的分析，所以，准确地采集数据成为摆在师生面前的一道难题，而难题当中还有一个难点，即学生要采集的数据必须是同一时间段的，也就是说，呼吸和心跳的次数必须是相同一分钟里的，否则，测量一分钟的呼吸次数，再测量一分钟心跳的次数，这两个数据显然是不科学的。但是，让学生一个人既要测呼吸，又要测心跳，是无法完成的，于是，我把学生分成两大组，自己给自己测量呼吸的次数，由同桌给他测量脉搏的次数，这样，就很好地解决了难题。而计时这个工作，则由教师来完成，这样，可以减少学生分散注意力。从测量的结果来看，大部分学生采集的数据接近实际情况。

由于学生采集的数据比较科学、准确，所以，在接下来对三组数据的分析中，学生很快就发现了呼吸和心跳变化的规律，它们之间是有联系的。并且，学生能尝试着运用各种图形来表示他们发现的运动对呼吸和心跳的影响，虽然不是很规范，但学生已经知道运用统计图形来进行表达了。

呼吸测量 第3篇

1 压差式流量传感器

是通过二个测压孔和专门的孔板、流量喷嘴和文丘里管等限流装置产生与流量有关的压降, 压力传感器检测压降, 依据贝努利定律和质量守恒原理换算出流量, 此类传感器低流量时检测曲线呈非线性, 需要配置软件校正, 从而将使用范围提高, 结构上部分呼吸机在限流装置上还安装了限流片。

2 热丝式流量传感器 (或称作晶体热膜式流量传感器)

是把气体流过热丝 (或热膜) 时的温度变化量转换为流量进行检测, 热量控制系统通过增加电流保持热丝恒温, 气体流速与电流产生量成比例, 流量和电流是非线性关系;线性化的实现通过微处理器及软件进行, 以便产生可重复性流速的分布。

3 超声式流量传感器

目前市场上常见的超声流量传感器有两种:时差法和多普勒法。时差法指通过测量超声波脉冲顺流和逆流时往返于两个换能器之间的时间, 来确定管道内气体流速的技术;多普勒法是通过测量超声信号从流体中运动的颗粒上反射回来的频率变化, 来确定流体流速的技术。在呼吸机中使用的超声流量传感器大多采用时差法。时差法原理是利用超声波在流体中传播速度与在静止媒介中传播速度不同, 其变化值与媒介流速有关, 通过测量流动气体中超声传播速度的变化来测定流速和流量。通过逆流和顺流声时来计算 (或附加压力温度传感器和过零检测电路进行修正) 。使用过程中每分钟进行2000次的采集, 保证实时的检测结果。

目前, 市面上有领先知名度和美誉度的常见的进口呼吸机有德尔格、PB (泰科) 和迈柯唯等。下面就以上几个品牌呼吸机的呼气端流量传感器的测量原理与保养方法作一下分析对比, 供同行参考。

(1) 德尔格铂金丝加热式流量传感器

它采用温差原理, 采样频率每秒不到500次, 使热丝保持在180℃所需的能量代表流过传感器并使热丝冷却的气流的流量。呼吸阻力小、响应速度快, 对低流量非常敏感, 非线性传感器, 不耐用 (管道中水汽大时易烧坏) , 对气体成分敏感且在流速分布不均时误差较大, 需经常定标。

热丝式空气流量传感器的基本结构 (如图1) 由感知空气流量的白金热线 (铂金属线) 、根据进气温度进行修正的温度补偿电阻 (冷线) 、控制热线电流并产生输出信号的控制线路板以及传感器壳体等元件组成。

热线温度由控制电路保持其温度与流过气体温度相差一定值, 当气体流量增大时, 控制电路使热线通过的电流加大, 反之则减小。这样, 就使得通过热线的电流是气体流量的单一函数, 即热线电流随气体流量增大而增大, 随其减小而减小。它通过感知进入壳体的气体所带走自身的热量来计算病人呼出潮气量。作为发热体的热丝是用直径为70μm的铂丝制成的, 张紧装于管道内部, 设计时就使其比进气温度高120℃。另还有空气温度补偿电阻, 它与精密电阻一起设置在管道内。为防止附着在热丝上的灰尘等造成性能下降, 设有灰尘燃烧电路, 在开机时, 将热丝加热到1000℃持续1s, 烧掉灰尘等附着物。因为是用铂丝做发热元件, 所以响应性好。

保养方法:传感器采用的热线是铂金金属丝, 很细, 易断, 安装或拆卸时要轻拿轻放。使用后需用75%酒精浸泡消毒60min, 取出在空气中自然凉干, 绝对不允许用水冲洗。热线是否具有自洁能力的检查方法是:在开机时若看不到铂金丝发出微红的辉光约1s, 说明热线的自洁能力已经丧失, 需要更换流量传感器。

(2) PB840晶体热膜式流量传感器

晶体热膜式流量传感器也是采用温差式原理, 与热丝式传感器类似, 但由于热膜式传感器不使用铂金丝作为热线, 而是将热线电阻、补偿电阻等用厚膜工艺制作在同一陶瓷基片上, 使发热体不直接承受空气流动所产生的作用力, 从而增加了发热体的强度, 使流量传感器的可靠性进一步提高, 也使误差减小, 性能更好。缺点是容易受气体流速的影响, 需要经常定标。

如图2右图所示, 热丝是电桥的一个桥臂, 桥路提供一个恒定的驱动电流, 无流速时各段阻抗相等 (热丝是一可变阻抗) , 当流量增加时, 热丝的温度及电阻下降, 流过热丝的电流增加, 电桥不平衡, 输出电压与气体流量成正比例增加。

保养方法:PB840呼吸机使用时必须配合使用永久性细菌过滤器;雾化时必须使用超声雾化, 以免过多水汽进入呼气端流量传感器造成损害。

(3) 迈柯唯超声流量传感器

迈柯唯流量传感器则是采用超声波的原理来感知气流的变化, 它置于呼出气体模块中, 具有2000次/s的采样频率, 其独有的超声波原理, 使得其测量不受气体流速、压力、湿度、温度的影响, 非接触测量, 非常灵敏, 同时它可以永久性使用和可拆卸消毒。

左边的转换器 (作为发射器) 发射超声信号, 在呼出盒内部传播反射, 右边的转换器 (作为接受器) 接受超声信号, 载有流量信息的超声信号从发射到接受的时间被测量, 记为T1 (为顺流方向的传播时间) 。

右边的转换器 (作为发射器, 先前的接受器) 发射超声信号, 在呼出盒内部传播反射, 左边的转换器 (作为接受器, 先前的发射器) 接受超声信号, 载有流量信息的超声信号从发射到接受的时间被测量, 记为T2 (为逆流方向的传播时间) 。

逆流和顺流的时间差和气体流量成对应比例关系, 同时内置温度探头进行温差校正。

保养方法: (1) 做雾化时必须使用细菌过滤器, 呼吸机使用前必须执行使用前检查, 使用过程中严禁取下呼气封闭盒, 使用后立即在小于35℃的水中浸泡 (防止污物留在呼气封闭盒内变干) 10分钟后取出自然凉干, 禁止使用高压气流吹干, 易损内部管路; (2) 一般情况下不必对呼气封闭盒进行消毒 (可134℃高温消毒, 不可以高压消毒) , 若需消毒, 则需严格按照消毒流程来进行, 即拆除、浸泡 (小于35℃的清水或消毒剂) 、干燥 (烘干箱或者自然凉干, 不可吹干) 、安装等。 (3) 取出呼气盒后, 禁止向呼气盒内倒入任何液体。

参考文献

[1]杨东, 刘妙芳.医用流量传感器的技术特点以及在呼吸机中的应用[J].中国医学装备, 2004 (1) :42-43.

[2]王保国.实用呼吸机治疗学[M].北京:人民卫生出版社, 1998, 158-160.

[3]单成祥.传感器的理论与设计基础及其应用[M].北京:国防工业出版社, 1999.

[4]阿雷尼, 韦伯斯特著;张伦译.传感器和信号调节[M].第二版, 北京:清华大学出版社, 2003, 34-37.

[5]陈安宇.医用传感器[M].北京:科学出版社, 2008.

《测量呼吸和心跳》的教学设计 第4篇

教学目标：

1、会正确测量自己的呼吸和心跳次数。

2、知道心跳、呼吸的快慢和运动的剧烈程度有关。

3、意识到采集、分析数据是科学探究的`一种重要的方法。

教学重、难点：

重点：知道运动会使心跳和呼吸加快，休息后呼吸、心跳又会恢复到正常状态。

难点：学会正确测量自己的呼吸和心跳的次数。

教学准备：听诊器、秒表等。

教学过程：

一、谈话导入。

1、师：同学们,春秋战国时期的一位名医叫扁鹊。有一天，他和几个徒弟来到一个国家，看到人们在议论着什么，上前一打听，原来是这个国家的太子死了，而从人们的议论中这位太子是否真的死了还有些可疑，于是扁鹊就要求看看这位太子，国王赶紧将扁鹊迎了进去，扁鹊(动作)然后对国王说：“太子没有死，只是休克了。”果然经过扁鹊的医治，太子很快就醒了过来。那么同学们，为什么扁鹊那么有把握的说太子没有死呢?

2、引导 揭题。

这节课我们就一起来测量我们的呼吸和心跳的次数。

二、测量安静状态下1分钟心跳和呼吸的次数。

1、测量活动指导。

(1)怎样才算呼吸一次?一呼一吸称为呼吸一次。

(2)方法点拨：闭住嘴巴，用右手感觉呼气，我们数呼气的次数;摸上腹部(皮带略上)，有什么感觉?

(3)让学生试一试，教师巡回指导。

(4)怎样测量心跳呢?

(5)方法点拨：示范手放在胸口上感受心跳，用简易听诊器并讲解。

(6)让学生试一试。可能有时摸不准。那么，测脉搏也是测量心跳的一种简便的方法。

2、做出预测，你静坐时每分钟的呼吸和心跳是多少次?

3、两人一组，自己测呼吸，同伴测心跳。并在记录纸上做好记录。

4、互相交换测量，

5、数据分析，小组长进行统计，算出小组平均值。你能发现什么?

(安静时的呼吸在 ～ 范围，心跳在 ～ 范围)

三、测量运动结束时及休息3分钟后的呼吸和心跳。

1、作出预测。

2、组织学生进行1分钟活动，分组测量，方法同前。学生休息时放音乐。

3、数据分析

4、画条形统计图

教师示范 出示幻灯演示

学生画

5、从这个条形统计图，你能发现什么?(呼吸和心跳在怎样变化?)

呼吸测量 第5篇

在人体生命信号非接触测量中,呼吸测量是脉冲超宽带(Impulse Radio Ultra-Wideband,IR-UWB)雷达最基本的一项功能。IR-UWB雷达发射的电磁脉冲照射到人体后产生反射,人体呼吸运动会引起体表微动,导致反射回波的延时发生变化,通过检测该变化可实现呼吸测量[12,13]。由于人体体表微动位移幅度非常小,IR-UWB雷达的回波变化非常微弱;再加上需要穿透墙壁、废墟等障碍,所以基于IR-UWB雷达的非接触呼吸测量难度较大。针对这一问题,目前已开展了大量研究[14,15,16,17,18,19,20,21]。但在这些研究中,绝大多数是针对IR-UWB回波的信号处理技术,并提出了信杂噪比(Signal-to-Noise-and-Clutter Ratio,SNCR)提高、背景去除、干扰抑制、呼吸率估计等大量方法[16,17,18]。然而,IR-UWB雷达的呼吸测量性能首先取决于其硬件系统性能,目前针对这一问题的研究较少[12,15],尤其缺乏IR-UWB雷达非接触呼吸测量的关键参数研究。前期的研究表明,IR-UWB雷达的等效采样间隔与其呼吸检测性能有关[17],但尚未进行深入研究和实验验证。

本文从理论和实验两个方面系统研究了等效采样间隔这一关键参数,旨在为非接触生命信号测量中的IR-UWB雷达系统设计提供指导。首先,从理论上分析了等效采样间隔与人体体表位移的定量关系,以及等效采样间隔和周期对IR-UWB雷达的非接触呼吸测量性能的影响。然后,通过实验对理论分析结果进行了验证。在实验中,为了避免人体个体差异,采用人体体表微动模拟装置代替志愿者作为目标,并改变IR-UWB雷达的等效采样间隔和周期。最后,对不同等效采样间隔和周期采集到的实验数据进行分组,并采用统计分析对各组间呼吸测量性能的差异进行评估。

1 理论分析

IR-UWB雷达能获取目标距离信息,主要是通过探测接收到的目标回波脉冲和发射脉冲之间的延迟实现的。因此,在IR-UWB雷达的接收端可通过等效采样技术,对不同距离范围内的回波进行采样,所以接收到的IR-UWB回波信号是带有距离延迟(下文简称距离)和采样时间(下文简称时间)信息的二维信号。假设探测范围内有一个静止人体,回波信号可以表示为[13]:

其中,τ和t分别表示距离和时间,通常τ的单位是ns,而t的单位是s,而且τ×电磁波传播速度可以换算成距离;p(t)表示脉冲波形;b表示回波在传播、胸部反射等类似过程中脉冲波形衰减的比例因子;τb(t)表示人体呼吸位移所产生的脉冲延迟,当仅考虑人体的呼吸时,τb(t)可表示为:

τb(t)由两部分组成:一部分是τ0,τ0是一个常数,对应脉冲在雷达与无呼吸静止目标之间传播时的距离延迟;另一部分是(Δb/2)sin(2πfbt),表示人体呼吸引起的胸部位移而产生的动态延迟。为便于分析,人体呼吸运动被简化为一个正弦时间函数,该正弦函数的周期由呼吸位移Δb以及呼吸频率fb决定。因此r(τ,t)根据(1)、(2)整理后可得:

假设雷达接收机的灵敏度足够高,那么此时回波信号r(τ,t)得到有效接收。然后在距离τ=mδτ和时间t=n Ts的离散时刻对回波信号进行采样,其中δτ和Ts分别表示等效采样间隔和等效采样周期,则根据公式(3),上述过程可转换为:

公式(4)中r[m,n]表示IR-UWB雷达采样得到的离散数据。由于人体呼吸的影响,(Δb/2)sin(2πfbn Ts)的值在τ0附近变化,人体呼吸测量正是通过检测这种变化来实现的[13]。根据奈奎斯特采样定理,在离散IR-UWB数据中δτ应该<|(Δb/2)|sin(2πfbn Ts)||,其中|•|表示绝对值,且δτ越小,(Δb/2)|sin(2πfbn Ts)|在离散数据中就越能对应更多的距离采样点数,从而必然提高IR-UWB雷达的呼吸测量性能。由于(Δb/2)|sin(2πfbn Ts)|的最大值是Δb/2,所以δτ应满足:

另外,为了区分开r[m,n+1]和r[m,n],当给定δτ时,雷达的采样速度应该足够慢,即Ts应该大于某个数值。反之,当Ts小于该数值时,量化后的离散IR-UWB数据不能反映呼吸运动的变化。因此,减小Ts理论上不能使IR-UWB雷达的性能得到提高。本文中,我们把这个数值定义为有效采样周期(注意与等效采样周期的区别),并且用E(δτ,△b,fb)表示。那么,Ts应满足:

根据上述理论分析,进行了计算机仿真。首先,基于不同的δτ和Ts,根据公式(4)得出IR-UWB雷达的回波数据;然后,使用快速傅里叶变换(Fast Fourier Transform,FFT)计算得到该数据的功率谱;最后,计算呼吸所在的频率点与所有频率点的功率之比,并以此作为评价IR-UWB雷达性能的定量指标。从仿真结果(图1)可以看出,功率比随着δτ(等效采样间隔)的增大而明显减小,但是当Ts(等效采样周期)变化时,功率比没有显著的变化。

注:呼吸频率0.2 Hz,位移12 mm(0.08 ns或者80 ps)。

2 实验方案

实验场景,见图2。实验在自由空间进行,目标距离雷达4 m。为了避免人体个体差异,目标采用课题组研制的人体体表微动模拟装置。该装置由信号发生器、扩音器、反射体(铜板,50 cm×20 cm)组成,信号发生器驱动扩音器,使扩音器上安装的反射体产生周期性缓慢振动来模拟人体呼吸运动时的胸部变化。在实验过程中,反射体的振动位移和频率由信号发生器输出的正弦波形电压和频率决定,该波形峰峰值为1 V、频率为0.3 Hz。

实验中使用第四军医大学研制的IR-UWB生物雷达系统,主要用于穿墙侦查或者震后救援,工作频率200~400MHz,系统原理方框图,见图3。该系统由两部分组成,一部分是雷达主机,用于实现脉冲的产生、发射、接收、采样等功能。发射和接收天线是蝶形偶极子天线,发射脉冲是重复频率为128 k Hz的双极性脉冲,接收器动态范围80 d B、灵敏度-78 d Bm,模数转换为16位。系统的另一部分是计算机,它主要实现参数设定、数据处理和结果输出等功能,与主机通过USB接口连接。

IR-UWB雷达数据回波处理流程,见图4。流程分为3步:①信噪比提高,通过对雷达数据在距离和时间上进行平均来实现[18];②背景杂波去除,采用了线性趋势减法(Linear Trend Subtraction,LTS)[16,18];③自适应增强和低通滤波,使呼吸信号得到增强。经上述处理后的数据出现了明显的呼吸变化,然后根据目标的先验距离信息获取呼吸波形,并利用FFT进行谱分析并计算功率比。在实际应用中,低通滤波后的数据同时可用于识别和定位目标。

3 数据采集和分析

数据采集时,通过改变雷达的系统参数得到不同的等效采样间隔和周期,并对不同等效采样间隔和周期采集到的实验数据进行分组。IR-UWB雷达的实验参数,见表1。雷达探测范围设置为16~36 ns,相当于实验场景中的2.4~5.4 m,从而可有效覆盖目标(4 m)。雷达的等效采样间隔和等效采样周期由采样点数和采样速度两个参数控制。例如,当采样点数设置为2048时,等效采样间隔为(36-16)/2048 ns,大约相当于10 ps;同时当采样速度为64 Hz时,等效采样周期是1/64 s。

由表1可知,实验数据分为3组,分别对应δτ=40 ps,Ts=1/64 s,δτ=10 ps,Ts=1/64 s和δτ=10 ps,Ts=1/16 s。其中第一组和第二组的Ts相同,第二组和第三组的δτ相同,通过组间对比可分别得到Ts和δτ对雷达探测性能的影响。对于每种参数组合,均需重复探测人体体表微动模拟装置10次(10个数据/组),并通过计算机采样和处理得到功率比。所有数据处理完毕后,根据独立样本t检验得出各组间功率比的差异,以此为依据评价呼吸探测的差异。在评估过程中,采用双尾t检验,以P<0.05为差异有统计学意义。

4 实验结果

为了直观地表示等效采样间隔和周期对IR-UWB雷达性能的影响,首先从每组数据中各取1个,实验结果见图5。图中左一列,即图(a)、(d)、(g)表示低通滤波之后的IR-UWB雷达数据;中间一列,即图(b)、(e)、(h)表示目标距离点上的呼吸波形;右边一列,即图(c)、(f)、(i)表示波形对应的功率谱。由图5(a)可知,当δτ=40 ps、Ts=1/64 s时,信噪比过低,呼吸变化不明显。但在图5(b)和5(c)中,当δτ从40 ps减少到10 ps时,雷达数据的信噪比得到提高,可以观察到明显的周期性呼吸变化。同时通过观察图5中的功率谱(即图5右边一列)可知,检测到的谱峰均在0.3 Hz处,与人体体表微动模拟装置的输出频率一致。另外,由于人体体表微动模拟装置的非线性特性限制,呼吸波形会在正弦信号的基础上产生轻微的扭曲变形(图5中间一列)。

数据分析结果,见图6。其中A、B和C组分别对应于参数为δτ=40 ps、Ts=1/64 s,δτ=10 ps、Ts=1/64 s和δτ=10 ps、Ts=1/16 s时的统计结果。由图6可知,B组的平均功率比比A组更高(t=-4.183,n=10,P<0.01),B组和C组的平均功率比没有显著区别(t=-0.029,n=10,P<0.977)。

5 结论

本文首次从理论和实验两个方面对IR-UWB雷达的等效采样间隔与呼吸测量性能之间的定量关系进行了研究。由理论分析可知,为实现非接触呼吸测量的目的,等效采样间隔应尽可能小,其上限是呼吸引起的胸部位移的一半,并与IR-UWB雷达呼吸测量性能存在反比的关系。同时等效采样间隔加上胸部位移及呼吸比率共同决定了另一个参数——等效采样周期的有效值。因而,单纯依靠减小雷达等效采样周期的手段,并不能提高雷达的呼吸测量性能。因此,等效采样间隔在10 ps时的呼吸测量性能比等效采样间隔在40 ps时更好;而等效采样周期分别在1/64 s和1/16 s时的呼吸测量性能没有明显的区别。

注:图中从左列到右列分别是通过IR-UWB雷达测量得到的结果数据、呼吸波形和功率谱。最上面一行是参数δτ=40 ps、Ts=1/64 s时雷达的测量结果,中间一行是参数δτ=10 ps、Ts=1/64 s时雷达的测量结果,最下面一行是参数δτ=10 ps、Ts=1/16 s时雷达的测量结果。