Monitoring of heart and respiratory rates by photoplethysmography using a digital filtering technique
K. Nakajima*, T. Tamurat and H. Miike*
*Department of Electrical and Electronic Engineering, Yamaguchi University, 2557 Tokiwadai, Ube, Yamaguchi, 755 Japan; Institute for Medical and Dental Engineering, Tokyo Medical and Dental University, 2-3-10 Chiyodaku Kanda Surugadai, Tokyo, 101 Japan
Received 28 December 1994, accepted 21 July 1995
ABSTRACT
An apparatus for simultaneously monitoring heart and respiratory rates was developed using photoplethysmography (PPG) and digital filters, and compared with conventional methods. The PPG signal. which includes both heart and respiratory components, was measured at the earlobe with an original transmission mode photoplethysmographic device. A digital filtering technique was used to distinguish heart and respiratory signals from the PPG signal. The cut-off frequency of the respiratory signal filter was selected automatically depending on the heart rate. Using digital filtering techniques, heart and respiratory signals were separated at rest and during exercise. The digital signal processor was employed to realize an adaptive and real-time filtering. The heart rate was calculated by the zero-crossing method and the respiratory rate from the peak interval of the filtered signal. To evaluate the newly developed monitor; an ECG for heart rate and a transthoracic impedance plethysmogram for respiratory rate were monitored simultaneously. To obtain higher heart and respiratory rates, exercise was performed on an electrical bicycle ergometer. Heart and respiratory rates calculated by the new method compare to those obtained from ECG and the transthoracic impedance plethysmogram. The maximum error of heart and respiratory rates was 10 beats/ min and 7 breath/ min, respectively. Copyrightcopy; 1996 Elsevier Science Ltd for IPEMB.
Keywords: Heart rate, respiratory rate, photoplethysmography. digital filter, digital signal processor , exercise
Med. Eng. Phys. 1996,Vol.18, 365-372, July
INTRODUCTION
Photoplethysmography (PPG) ,which was developed by Hertzman , is a simple and useful method for measuring the pulsatile component of the heartbeat and evaluating the peripheral circulation. The PPG waveform contains two components； one, attributable to the pulsatile component in the vessels, i.e. the arterial pulse, is caused by the heartbeat, and gives a rapidly alternating signal (AC component), and the other is due to the blood volume and its change in the skin and gives a steady signal that changes only slowly (DC component). Motion gives a large artefact in the DC component. In general, only the AC component can be distinguished using band-pass filtering. Although quantitative analysis in terms of blood flow is difficult, qualitative evaluations can be made, for example comparing the record from peripheral blood vessels before and after surgical vascular repair. The PPG signal consists of not only the heartbeat but also a respiratory signal. Using suitable filters, the two signals can be separated and heart and respiratory rates recorded simultaneously. Recently, methods for simultaneous monitoring of heart and respiratory rates at rest using optical fibres have been developed. Continuous respiratory rate monitoring has been used for investigating the sleep apnoea syndrome, in sports medicine, and evaluation of stress using pulse oximetryrsquo;, in thermistor devices, impedance plethysmography, inductance plethysmography, and capnography. However, these monitors have proved difficult to use, or of low reliability, and the technique of PPG may be an improvement. When analogue filters with suitable cut-off frequencies are used, heart and respiratory signals can be distinguished in the PPG signal. However, this technique is difficult to use during exercise. At rest the respiratory rate is normally 10-20 breaths/min. During exercise it can increase to approximately 45 breaths/min. Because the heart rate at rest is 38-110 beats/min, this range includes the value for respiratory rate during exercise. Using an analogue filter with a fixed cut-off frequency, low respiratory rate signals can be distinguished from the heart rate signal, but not high respiratory rate signals, and it is therefore difficult to obtain accurate respiratory rate measurements during exercise. However, using a digital signal processing technique, two methods can be used to distinguish heart and respiratory rates, frequency analysis and digital filtering. In the former method, peaks corresponding to the heart and respiratory rates were shown as a spectrum. In clinical use, however, it was difficult to distinguish these harmonics and to use it as an on-line monitoring system. Continuous digital filtering of the PPG can be used to measure heart and respiratory rates simultaneously. We have developed an adaptive digital-filtering technique between heart and respiratory waveforms in the PPG signal and for simultaneously monitoring heart and respiratory rates at rest and during exercise.
SUBJECTS, MATERIALS AND METHODS
Subjects
This studies were conducted on 11 healthy males (mean age 26 years, SD 4 years, range 22-34). The PPG probe was attached to the earlobe (Figure 1). Room temperature was maintained at 242°C.
Apparatus
Figure 1 shows the experimental set-up. The system comprised analogue and digital sections. The analogue part consisted of an original transmission mode photoplethysmographic probe, a current- to-voltage converter, amplifiers, and analogue filters. A LED (wavelength 880 nm, CN305, Stanley Electric Co., Japan) was used as a light source and the transmitted light was detected by a photodiode (S1087-01, Hamamatsu Photonics K.K., Japan). A current-to-voltage converter and an amplifier were made by an operational amplifier (TL072CP, Texas Instrumen
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采用数字滤波技术和光电体积描记检测心率和呼吸频率
K. Nakajima*, T. Tamurat and H. Miike*
电气与电子工程系，山口大学，2557常盘台、宇部、山口，日本755；医学与工程牙科所，东京医科牙科大学，2-3-10 Chiyodaku Kanda Surugadai东京，日本101
1994年12月28日收到投稿文章，1995年7月21日接受文章
摘要
可同时监测心率和呼吸的装置采用光电容积描记和数字滤波技术与传统方法相比更加发达。PPG信号，其中包括心脏和呼吸频率，在原始传输模式的光电体积描记耳垂测量装置的基础上更加慎重。数字滤波技术被用于从PPG信号中区分心脏和呼吸信号。根据心率自动选择呼吸信号滤波器的截止频率，使用数字滤波技术，心率和呼吸信号可在运动和休息期间分离。采用数字信号处理器实现自适应实时滤波，用过零的方法计算心率，从滤波信号的峰值间隔中获知呼吸频率。对于新开发的监控仪，对心率和呼吸率的经胸阻抗体积描记心电图同时进行监测。为了获得更高心率和呼吸率，使用电力自行车测量计进行试验。心率和呼吸率的计算方法好比是那些从心电图和经胸廓阻抗体积描记图中得到的。心率和呼吸频率的最大误差分别为10次/分钟和7次/分钟。1996思唯尔出版公司版权copy;IPEMB。
关键词：心率，呼吸频率，光电容积描记，数字滤波，数字信号处理器，运动
医学 工程 物理学 1996年7月，Vol.18，365-372
简介
光电容积描记（PPG），是由赫兹曼开发的一种简单实用的测量心跳的脉动分量和外周循环的评价方法。PPG波形包含两个部分，一，归因于血管的脉动成分，即动脉，由心跳引起的，并给出了一个快速变化的信号（交流分量），而另一个是由血容量及其在皮肤上的变化，给出了一个稳定变化的信号（直流分量）。运动人为地产生了巨大的直流分量。通常来说，只有交流分量可以在带通滤波中被区分出来。尽管定量分析血流量很困难，但是可以进行定性分析，例如比较外周血管手术修复前后的记录。PPG信号不仅包含了心跳频率，还包含了呼吸频率。使用适当的滤波器可以让这两种信号分离，并且同时被记录下来。最近，已开发出了利用光导纤维在静止时同时监测心跳和呼吸频率的方法。连续监测呼吸频率已被用于研究睡眠呼吸综合症，在运动医学领域，在热敏电阻器件、阻抗容积描记术、电感容积描记术以及二氧化碳图中使用脉搏血氧饱和度应力诊断。然而，这些监控器已经证明了它们很难使用，或者可靠性很低，并且PPG技术或许还可以有所改善。当模拟滤波器由合适的截止频率，心跳和呼吸频率可以在PPG信号中被区分。但是这种技术很难在运动中得到应用。在静止时，呼吸频率通常为10-20次/分钟，在运动时可增长大约至45次/分钟。因为心跳频率在静止时为38-110次/分钟，这个范围包括了呼吸频率在运动时的值。使用截止频率固定的模拟滤波器，低呼吸频率信号可以从心跳频率中区分出来，但不包括高呼吸频率信号，这也是难以准确测量运动期间呼吸速率的原因。然而，使用数字信号处理技术，有两种方法可以用来区分心跳和呼吸频率，即频率分析和数字滤波。前者心跳和呼吸频率对应峰值可显示为频谱。但是在临床使用中，它难以区分这些谐波，难以被用做在线监测系统。连续的PPG数字滤波可同时测量心跳和呼吸频率。我们已经开发出一种在心跳和呼吸频率之间自适应数字滤波技术的PPG信号，并可在静止和运动中同时监测心跳和呼吸频率。
主题、材料与方法
主题
本研究对11名健康男性进行（平均年龄26岁，标准差4岁，年龄范围22-34岁）。PPG探头紧贴耳垂（图1）.室温保持在24plusmn;2°C.
装置
图一展示了试验装置。系统分为模拟和数字两个部分，模拟部分包括一个原始传输模式的光体积描记探头电流-电压转换器、放大器和模拟滤波器。LED（波长880nm，CN305，斯坦利电气有限公司，日本）用作光电二极管检测光源和透射光（s1087-01，滨松光电所，日本）。电流电压转换器和放大器由运算放大器构成（TL072CP，德克萨斯仪器）。在这项研究中，设定的最大心跳为200次/分，最小呼吸频率为6次/分。使用模拟滤波器衰减比最大心跳率高的频率和比最低呼吸率低的频率。根据假设，低通和高通滤波器的截止频率分别选定为5赫兹和0.1赫兹。选择模拟滤波器有以下三个原因：（1）巴特沃斯型滤波器带通纹波低；（2）高频率噪音可以用四阶低通滤波器过滤；（3）低频噪音不能通过四阶滤波器过滤，但足以通过八阶高通滤波器过滤。模拟低通滤波器（SR-4BL1，NF电子仪器，日本）和高通滤波器（SR- 4BHl x 2, NF）在这项研究中使用的是单位增益的有源滤波器（分别为四阶和八阶巴特沃斯型）。该装置的数字部分包括个人计算机（16 MHz 386SX，pc-9801ns / E、NEC、日本），12位A/D转换板（Analog-pro 1, Canopus Co., 日本），16位定点数字信号处理器（DSP）（ADSP-2101-50, 12.5 MIPS, 模拟设备, DSP98-2101 BPC, Micro Science Co., 日本）。PPG信号采样频率为100/秒。
数字滤波器
数字滤波器分为两种类型：无限脉冲响应（IIR）和有限脉冲响应（FIR）滤波器。两种类型滤波器的输入和输出信号与卷积和相关。电流输出样本y(n)从IIR的方程1和FIR的方程2中得到。
（1）
（2）
滤波器系数ak和 bk 的值分别为N和M，在方程（1）中，y(n)是过去的输出函数以及当前与过去的输入样本，因此IIR是一个反馈系统。在FIR方程中，y(n)是一个只有过去和预先发送的输入值的函数。FIR比IIR需要更大的锐截止滤波N，因此，对于一个给定的幅度响应规格，FIR的实现需要更多的处理时间和存储。然而我们选择FIR有以下几个原因：（1）FIR滤波器可以构造成严格线性相位响应，因此滤波器不会引入相位失真。IIR滤波器的相位响应是非线性的。（2）FIR滤波器实现非递归，始终稳定，即通过直接赋值方程（2）。IIR滤波器的稳定性不能得到保证。（3）FIR使用有限数量的位来实现滤波器如舍入噪声系数数量化误差的影响比IIR更严重。（4）DSP能快速计算心率和呼吸频率的实时监测（例如，当N=1024时，DSP计算时间位165mu;s）.
为获得合适的FIR系数，采用窗口方法。我们可以通过评估逆傅里叶变换的理想频率特性来得到系数。然后，利用所却似那个的系数对FIR滤波器进行白噪声滤除，再利用傅里叶变换对滤波后的信号进行FIR滤波器的性能评价。我们得到了适当的滤波器规格，如表1所示。图2显示了分离心率和呼吸频率相关的滤波器的特性。带通滤波用于心率信号，低通滤波用于呼吸信号，为了获得足够的衰减水平（超过100分贝），每个过滤器有1024个系数。这些系数被存储为一个文件，输入到电脑硬盘上开始记录的程序之前的控制程序的DSP板上。与心脏有关的波使用1号过滤器区分，与呼吸有关的波使用2-4号过滤器。主要根据经验来选择适当的过滤器的截止频率，根据心率自动选择三个低通滤波器。为了获得稳定平滑的过滤，滞后夹杂物是必需的。过滤器选择逻辑的参考心率如图3所示。这些参考心率由经验确定。
心率和呼吸速率的评估
PPG信号和心率同时被遥测心电监护仪（动态范围DS-3100，福田电子有限公司，日本）记录下来，经胸阻抗体积描记器（TR-601T，日本光电有限公司，日本）记录呼吸速率。虽然经胸阻抗体积描记法存在一些问题，比如测量时的运动假象，很难定性评估其值和连接电极，我们选它作为一个参考方法，因为这种技术不受拘束，并且如果电极连接牢固可在运动期间采用自行车测力计监测。从过滤后的PPG心率波形采用零交叉法计算心率。呼吸速率从PPG的呼吸波形中采用峰值检测方法计算。经胸阻抗图的峰值区间进行统计得到参考呼吸速率。在我们的监测中，心脏和呼吸速率分别为十和连续计数的中位数。从经胸阻抗体积描记中也计算出呼吸率为五个连续的数的中值。从PPG和参考值中获得的心率和呼吸速率在电脑上显示，每秒在RAM盘中存储。
实验程序
为了获得更高的心率和呼吸率，实验在电功率自行车上进行（RE800 Ergo 系统, Rodby Elektronick AB, 瑞典）。课题是在自行车测力计座位上进行研究的，在实验之前允许至少静止10分钟。总记录时间为20分钟，在最开始的3分钟，受试者被允许以坐姿休息，然后运动10分钟。斜坡负重以每分钟增加10瓦的速度从30瓦增加到130瓦，蹬踏频率保持在55转/分。运动后受试者坐在自行车上休息余下的7分钟。
结果
PPG记录
图4上的信息展示了一个典型的32岁的心率信号分析示例：（a）展示了休息时的数据，（b）的数据是在进行功率自行车运动时记录的高心率。记录显示了过滤后的PPG信号，下一个显示了心电图。PPG的峰的间隔与心电图的R波一致，PPG的峰值和心电图的R波之间存在滞后。这滞后包括发送到耳垂上的模拟和数字滤波器的延迟时间和脉冲波的延迟。图5显示了同一课题下分析呼吸信号的典型例子：（a）展示了休息时的数据，（b）是运动时的高呼吸速率。记录显示了过滤后的PPG信号，下一个显示了经胸阻抗体积描记器。图5a中的PPG信号由2号滤波器过滤，图5b中的由4号滤波器过滤。PPG的峰峰间隔在休息和运动时的体积描记显示一致。在运动过程中，PPG的呼吸信号开始下降，包括一些人为现象。
心率比较
采集自我们的系统的心率和采集自心电图监视器的心率进行比较，图6显示了心率在休息时、运动期间和运动后的动态变换的典型例子。因为开始记录以后的大约10秒内的中值程序、从PPG信号中计算出的心率。从PPG获得的心率（实线）与在心电图（虚线）中获得的休息和运动的数据相吻合。最大误差为10次/分。
图7显示了从PPG和心电图中获取的心率之间的关系，包括所有受试者在休息时、运动期间、运动以后的记录，省略了最初的30秒。
呼吸速率比较
图8展示了一个在休息和运动时呼吸速率的动态变化的典型例子。由于中位数的处理，在记录开始之后呼吸速率大约进行了60秒的评估。由于过滤器在选择过程中的滞后，心率从2号滤波器到3号变为100次/分，而从3号滤波器到2号变为90次/分。当滤波器从3号变到4号和从4号变到3号分别为120次/分和110次/分（见图6和图8）.
图9里的每个节点显示了从PPG中获取的呼吸速率与经胸廓阻抗体积描记器中获取的所有受试者休息时、运动中、运动后的省略了初始90秒的呼吸速率的记录之间的关系。随着呼吸速率的增加，标准差逐渐升高，呼吸速率最大误差为7次/分。
心率与呼吸速率的关系
图10展示了心率和呼吸速率在休息、运动中、运动后的关系的典型例子，示例中，省略了最初的30秒记录，如图6和图8所示。心率和呼吸速率之间的关系表现出五个科目的逆时针旋转滞后（包括图10），四个科目的顺时针旋转，在两个科目中并没有表现出滞后。滞后的大小和旋转方向取决于科目。
讨论
同时监控心率和呼吸速率的仪器与传统方法相比，使用了PPG技术和数字滤波技术的DSP开发。心率展示了我们的监控器和心电监护仪之间很好的配合，呼吸速率同样也展示了这种新方法和经胸廓阻抗体积描记法之间的吻合。然而，新的监护仪在测量呼吸速率时遇到了一些问题。
- 模拟滤波器用于衰减比运动期间的心率更高的频率和比休息时的呼吸频率更低的频率。A/D转换的采样理论和数字滤波的阻带的衰减电平有限。仅仅使用数字滤波不能衰减高频和低频噪音。
- PPG信号的不同主体之间的振幅不同。在这项研究中，放大器增益根据个别科目进行调整。PPG的心率信号随着运动引起的血流量的增加而增加。因此，在临床上使用的监测系统可能需要一个自动增益控制电路。
- 运动过程的呼吸PPG信号同步振幅弱于休息时的信号，运动期间的PPG信号中的干扰很强，因此在高呼吸频率时难以清晰地获得同步呼吸PPG信号（见图5）.
由于以上原因，误差随着呼吸频率增加。为了更准确的识别呼吸波，需要一个窄带滤波器。此外，在方程（2）中数字滤波器需要一个大的N值和准确的计算。在这项研究中，PPG信号是由16为定点DSP进行滤波，由于RAM区域的限制，DSP不具有较大的FIR数字滤波器系数集。如果在数字滤波中使用32位浮点DSP，即使在运动过程中，心率和呼吸频率的误差也会降低，由于自动筛选过程中的滞后，过滤器的选择是稳定的，可实现平滑滤波。当滤波器从2号变到3号和从3号变到2号，从3号变到4号，从4号变到3号，心率都是不同的。
据了解在自行车测力计上的蹬踏频率比如50转/分，通常得出的呼吸频率与蹬踏频率是关联的。换句话说，因为呼吸速率与蹬踏频率是1/N的关系（n
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