甘智高，岳克強(qiáng)，李文鈞，孫潔

（杭州電子科技大學(xué) 電子信息學(xué)院，浙江杭州，310018）

0 引言

呼吸暫停綜合征的癥狀表現(xiàn)為響亮的鼾聲突然中斷，患者強(qiáng)力呼吸但不起作用，完全呼吸不了，幾秒甚至幾十秒鐘后患者醒來(lái)，大聲喘息[1]?，F(xiàn)有測(cè)量呼吸暫停的手段大多為使用PSG（多導(dǎo)睡眠監(jiān)測(cè)儀）檢測(cè)，此設(shè)備需要插入鼻腔，佩戴綁帶和指夾式脈搏儀，會(huì)給患者帶來(lái)一定的不適感[2]。荊西京等人提出一種毫米波信號(hào)預(yù)處理方法，分離了心跳與呼吸信號(hào)并且濾除了其他環(huán)境雜波[3]。王健琪等人使用毫米波測(cè)試了不同情況下表現(xiàn)的波形，證明使用毫米波測(cè)量呼吸心率可行[4]。 Tjahjo Adiprabowo 等人使用TI 公司的77GHz毫米波雷達(dá)的微小信號(hào)測(cè)量實(shí)驗(yàn)測(cè)量呼吸與心率[5]。Yanwen Wang 等人提出使用RFID 測(cè)量呼吸心率，將標(biāo)簽貼在衣物上，但是使用場(chǎng)景局限較大，需要貼身測(cè)量[6]。

當(dāng)前毫米波雷達(dá)生命體征監(jiān)測(cè)都能得到呼吸率和心率，但是大部分不能準(zhǔn)確地恢復(fù)出呼吸心跳波形，并且成本較高。毫米波雷達(dá)系統(tǒng)的系統(tǒng)噪聲會(huì)影響回波信號(hào)的質(zhì)量，從而導(dǎo)致呼吸心跳監(jiān)測(cè)準(zhǔn)確度低。同時(shí)呼吸運(yùn)動(dòng)引起的胸腔微動(dòng)遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于心跳信號(hào)，時(shí)域波形圖中心跳信號(hào)會(huì)被淹沒(méi)在呼吸信號(hào)中，呼吸信號(hào)的高次諧波成分與心跳信號(hào)的頻譜也會(huì)有重疊，并且人體本身存在心脈系統(tǒng)的生理耦合關(guān)系，使得能難用傳統(tǒng)方法把心跳信號(hào)從毫米波回波信號(hào)中很好地分離出來(lái)。

由于呼吸、心跳信號(hào)具有微弱、低頻特性，易受干擾的特性。所以對(duì)呼吸心率的分離以及波形還原具有一定的挑戰(zhàn)性。我們提出使用非接觸式測(cè)量方式對(duì)睡眠中的呼吸暫停進(jìn)行監(jiān)測(cè)，使用毫米波雷達(dá)，運(yùn)用多普勒原理，分別測(cè)量出呼吸的次數(shù)、心率的次數(shù)，綜合判斷呼吸暫停，不需要貼身測(cè)量來(lái)判斷呼吸暫停，降低了使用門檻，提升了用戶使用的舒適性。

1 系統(tǒng)總體方案設(shè)計(jì)

如圖1 所示，主控發(fā)送DAC 信號(hào)，經(jīng)過(guò)一個(gè)低通濾波器，給雷達(dá)芯片的壓控振蕩器（Voltage-Controlled Oscillator，VCO），然后得到發(fā)射頻率后通過(guò)發(fā)送天線發(fā)射。經(jīng)過(guò)物體反射，接收天線反射信號(hào)，再經(jīng)過(guò)一級(jí)放大；其中一路是放大80 倍通過(guò)高通濾波器直接給ADC1 接收，另一路是再經(jīng)過(guò)一級(jí)放大3 倍，然后通過(guò)高通濾波后給ADC2接收。主控將接收的數(shù)據(jù)放入SD 卡，并通過(guò)串口傳輸給上位機(jī)，并將獲取的反射信號(hào)信息通過(guò)WiFi 或4G 模塊傳給服務(wù)器。

圖1 系統(tǒng)總體框圖

2 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

■2.1 ARM 主控單元

主控采用NXP 的i.mx6ull 并采用LINUX 系統(tǒng)。使用SD 卡儲(chǔ)存來(lái)自毫米波雷達(dá)的原始數(shù)據(jù)，并進(jìn)行快速傅立葉變換（Fast Fourier Transformation，F(xiàn)FT) 以及自適應(yīng)濾波算法進(jìn)行解算，將得到的結(jié)果通過(guò)串口傳至上位機(jī)可繪制出波形，并通過(guò)WiFi 上傳至平臺(tái)儲(chǔ)存以便后續(xù)查看。

■2.2 毫米波模塊及其外圍電路

2.2.1 毫米波模塊

毫米波模塊采用RD2411A，這是一款超小尺寸的24GHz 單通道民用毫米波雷達(dá)傳感器，具有尺寸小、分辨率高、經(jīng)濟(jì)方便等優(yōu)勢(shì)。模塊與上位機(jī)使用串口進(jìn)行通信，操作簡(jiǎn)單，便于控制。

2.2.2 DAC 轉(zhuǎn)換芯片

DAC 模塊采用TI 公司的DAC902，是一種提供高速數(shù)模轉(zhuǎn)換的高性能芯片。VCO 產(chǎn)生的調(diào)頻信號(hào)由于是電流源輸出且存在輸出電壓限制，因此先使用負(fù)載電阻將電流信號(hào)轉(zhuǎn)換為電壓信號(hào)，再用運(yùn)放進(jìn)行放大。

2.2.3 毫米波接收信號(hào)濾波電路

使用Sallen-Key 二階高通濾波器，考慮到呼吸頻率在0.1Hz 以上，做以下濾波設(shè)計(jì)。電路圖如圖2 所示，主要由放大器和濾波電容電路構(gòu)成。

圖2 濾波電路圖

放大倍數(shù)：

截止頻率：

3 測(cè)量原理

本文采用FΜCW（調(diào)頻等幅波）與CW（連續(xù)波）模式相結(jié)合的方式測(cè)量呼吸心跳。CW 雷達(dá)是連續(xù)波雷達(dá)，運(yùn)用多普勒效應(yīng)，通常用于測(cè)速。本文使用CW 模式雷達(dá)來(lái)測(cè)呼吸與心跳頻率，使用FΜCW 雷達(dá)來(lái)精確測(cè)距，用以還原呼吸運(yùn)動(dòng)信號(hào)。

DAC 發(fā)送至毫米波VCO 信號(hào)以及回波信號(hào)如圖3 所示。

圖3 雷達(dá)采集原始信號(hào)波形圖

其中實(shí)線為發(fā)送的信號(hào)，虛線為回波信號(hào)，平的直線即為CW 模式，三角波則為FΜCW 模式。設(shè)信號(hào)的開始頻率為fc，調(diào)頻帶寬B，調(diào)頻周期T。發(fā)射信號(hào)頻率首先不變，然后經(jīng)過(guò)一個(gè)調(diào)頻周期T 從fc成比例地上升到fc+B，然后回到fc。

■3.1 CW 模式信號(hào)處理

CW 模式使用的雷達(dá)帶寬遠(yuǎn)小于中心頻率：

多普勒頻移fd正比于徑向速度，而反比于雷達(dá)工作波長(zhǎng)λ[7]，其中?為相位。由于人的呼吸心跳頻率在一定范圍內(nèi)相對(duì)固定，所以可以通過(guò)頻率特性從毫米波回波信號(hào)中恢復(fù)呼吸心跳，從而判斷是否有呼吸暫停進(jìn)而監(jiān)測(cè)睡眠質(zhì)量。

成年人呼吸心跳頻率如表1 所示。

表1 呼吸心跳幅度頻率表

24GHz 雷達(dá)波長(zhǎng)：

成年人正常呼吸頻率12～20 次。也就是說(shuō)，目標(biāo)運(yùn)動(dòng)頻率中0-1Hz 可能為呼吸運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的多普勒頻移。

正常睡眠心跳頻率為55～65 次/分鐘。而此范圍和呼吸運(yùn)動(dòng)產(chǎn)生的多普勒頻率會(huì)產(chǎn)生混疊。

如圖4 所示，左邊最高峰呼吸頻率，右側(cè)1.17 為心率。

圖4 雷達(dá)采集信號(hào)頻譜圖

本文采用自適應(yīng)濾波分離心跳與呼吸信號(hào)。算法結(jié)構(gòu)如圖5 所示。

圖5 自適應(yīng)濾波算法示意圖

X(n)是回波原始信號(hào)，w(n)是呼吸信號(hào)，d(n)是心跳信號(hào)。需要重構(gòu)一個(gè)呼吸信號(hào)w'(n)作為參考噪聲信號(hào)，該信號(hào)與w(n)盡可能接近，通過(guò)一個(gè)不斷迭代的過(guò)程使得它倆的誤差達(dá)到最小，從而從原始信號(hào)中提取出心跳信號(hào)。初始的w'(n)選擇的是原始信號(hào)通過(guò)0.3Hz 低通濾波后的信號(hào)。

實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖6 所示。

圖6 自適應(yīng)濾波結(jié)果圖

其中第一行信號(hào)為原始毫米波回波信號(hào)，由呼吸信號(hào)、心跳信號(hào)、體動(dòng)以及系統(tǒng)噪聲的疊加；第二行信號(hào)為原始毫米波信號(hào)通過(guò)0.3Hz 低通濾波器后的信號(hào)，作為參考噪聲信號(hào)；第三行信號(hào)為高頻的心率信號(hào)。

■3.2 FMCW 模式信號(hào)處理

本文使用DFT 相位差法對(duì)差拍信號(hào)進(jìn)行估計(jì)，將長(zhǎng)度為N 的采樣序列s(n)分為兩個(gè)長(zhǎng)度相同的子序列s1(n)、s2(n)，分別對(duì)應(yīng)前N/2 點(diǎn)與后N/2 點(diǎn)。分別對(duì)兩個(gè)序列做DFT 變換，分別得到相位：

其中f0為頻率估計(jì)值，相位估計(jì)值：

整個(gè)信號(hào)分離系統(tǒng)分為分解、重組、濾波、平均四個(gè)模塊。首先將毫米波的回波信號(hào)通過(guò)經(jīng)驗(yàn)?zāi)B(tài)分解成一組IΜF(xiàn)分量；然后按人體呼吸和心跳的頻率特性進(jìn)行分組相加，重組得到類呼吸信號(hào)和類心跳信號(hào)；然后將類呼吸信號(hào)作為自適應(yīng)濾波的參考信號(hào)，通過(guò)對(duì)毫米波原始信號(hào)進(jìn)行自適應(yīng)濾波，得到一個(gè)從毫米波回波中恢復(fù)的心跳信號(hào)；最后把該信號(hào)與類心跳信號(hào)進(jìn)行信號(hào)平均處理，從而得到最終的心跳信號(hào)。

4 實(shí)驗(yàn)和討論

如圖7 所示為測(cè)試環(huán)境的搭建，其中紅圈所在位置為毫米波雷達(dá)所在處，測(cè)試者平躺在測(cè)試床上，同時(shí)開啟多導(dǎo)睡眠監(jiān)測(cè)系統(tǒng)PSG 與雷達(dá)，并校對(duì)時(shí)間；雷達(dá)向測(cè)試者發(fā)送CW 波，經(jīng)過(guò)處理的毫米波回波信號(hào)通過(guò)串口傳輸實(shí)時(shí)的在上位機(jī)上顯示。測(cè)試者正常呼吸，屏住呼吸模擬呼吸暫停都能在上位機(jī)的波形圖上反映出來(lái)。

圖7 測(cè)試環(huán)境圖

PSG 對(duì)比圖如圖8 所示，其中第一排波形為PSG 的波形，選取了氣流數(shù)據(jù)。第二排波形為從毫米波信號(hào)中還原的呼吸波形。可以看到在兩條紅線之間為呼吸暫停的時(shí)間，在沒(méi)有呼吸氣流的時(shí)候，運(yùn)動(dòng)幅度也幾乎為0。且可以從波形的趨勢(shì)上看出具有較高的相關(guān)性，可以基本判斷呼吸暫停的時(shí)間。

圖8 PSG 對(duì)比圖

本文上位機(jī)采用QT 進(jìn)行開發(fā)，可以顯示呼吸波形、頻譜圖以及呼吸率和心率，如圖9 所示。并且上位機(jī)也提供了波形的縮放控制和播放速度的選擇；波形數(shù)據(jù)以CSV 文件保存。

圖9 上位機(jī)界面圖

在睡眠狀態(tài)時(shí)，體動(dòng)信號(hào)會(huì)產(chǎn)生較高頻率的雜波，所以在判斷呼吸暫停時(shí)需要去除高頻雜波信號(hào)的干擾。同時(shí)心率與呼吸暫停有很高的相關(guān)性，心率可以輔助進(jìn)行呼吸暫停判斷。

本文還利用藍(lán)牙心電采集模塊與毫米波監(jiān)測(cè)系統(tǒng)做了對(duì)比實(shí)驗(yàn)；以心電采集模塊測(cè)得的心率信號(hào)為基準(zhǔn)，驗(yàn)證毫米波監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的可行性。其中所用的心電采集模塊為BΜD101 模塊，這是一款穿戴式的心電采集模塊，輸出數(shù)據(jù)為實(shí)時(shí)波形數(shù)據(jù)和心率數(shù)據(jù)，其中頻率為512Hz。

藍(lán)牙心電采集模塊與毫米波信號(hào)得到的心率對(duì)比如圖10 所示，圖中上半部分為毫米波信號(hào)中恢復(fù)出的心率，下半部分為心電采集模塊得到的心率信號(hào)。可以看出波形基本可以對(duì)齊，誤差在1～2 次每分鐘。

圖10 心電采集信號(hào)與毫米波信號(hào)對(duì)比圖

5 結(jié)論

本文提出的基于毫米波雷達(dá)的非接觸式睡眠呼吸監(jiān)測(cè)系統(tǒng)與傳統(tǒng)的自適應(yīng)集合模態(tài)分解系統(tǒng)相比，在進(jìn)行呼吸心跳信號(hào)分離時(shí)計(jì)算量更小，更適合部署在本地終端對(duì)信號(hào)進(jìn)行實(shí)時(shí)處理；同時(shí)該系統(tǒng)能夠較好地監(jiān)測(cè)到睡眠中的呼吸暫停，且可以還原呼吸心跳波形，可以結(jié)合呼吸次數(shù)和心跳次數(shù)更好地判斷呼吸暫停綜合征。

同時(shí)與傳統(tǒng)的傳感器主動(dòng)感知技術(shù)相比，本文提出的睡眠呼吸監(jiān)測(cè)系統(tǒng)不要求測(cè)試者佩戴專業(yè)的傳感設(shè)備，可以做到真正的非接觸式感知，不會(huì)給測(cè)試者帶來(lái)任何的不適。在養(yǎng)老院以及個(gè)人居家等環(huán)境中有一定的應(yīng)用價(jià)值。