（生物医学工程专业论文）四参数生理监护仪的设计.pdf

a b s t r a c t t h ee l e c t r o c a r d i o g r a m ( e c g ) 、b l o o dp r e s s u r e p ) 、s p h y g m u sa n db l o o do x y g e n s a t u r a t i o n ( s 0 2 ) a r et h em o s tf u n d a m e n t a lb i o i n d i c a t o r so fh u m a nb e i n g s i t sh e l p f u l f o rd o c t o r st om e a s b r et h e s eb i o l o g ys i g n a l si nt h ef i r s t a i do u t s i d et h eh o s p i t a l h o w e v e r , m o s to ft h ee x i s t i n gm o n i t o rs y s t e m sa r ei n c o n v e n i e n tt ob ec a r r i e da n d c o n t r o l l e d t h e r e f o r e ，a ni n t e l l i g e n t i z e d ，p o r t a b l e ，l o wd i s s i p a t i o nm u l t i p a r a m e t e m m o n i t o rs y s t e mi sp r e s e n t e di nt h i sp a p e r b a s e do nt h ee x p e r i e n c eo fb i o l o g ys i g n a la c q u i s i t i o nc i r c u i t ，t h i ss y s t e mi s d e s i g n e da c c o r d i n gt ot h er e s p e c t i v ec h a r a c t e r i s t i c so fe c g 、b pa n ds 0 2s i g n a l s t h es y s t e mh a st h r e em o d u l e s ：p r e - a m p l i f i e rb a s e do nc o m m o nm o d ed r i v i n g t e c h n i q u ei sa p p l i e di ne c gm o d u l e ；t h eo s c i l l o m e t r i cm e t h o di su s e di nb pm o d u l e ； p h o t op l e t h y s m og m p h yo p i sa p p l i e di ns 0 2 m o d u l e a l lt h em o d u l e sa r eb a s e d o na d “c 8 4 w h i c hh a s2 4 - b i t se aa d c s i n c et h es i g n a ld e t e c t e da r ev u l n e r a b l et ot h ee n v i r o n m e n tn o i s ea n dp a t i e n t s m o v e m e n t ，s e v e r a ls i g n a lp r o c e s s i n gm e t h o d sa r ee m p l o y e dt h i sp a p e r ：m o r p h o l o g y o d e r a t o r si su s e df o rt h ef i r s tt i m et or e m o v et h ep o w e rl i n ei n t e r f e r e n c ea n db a s e l i n e e x c u r s i o ni nb pm o d u l e ；t h ed y n a m i cs p e c t r o s c o p yi sa p p l i e df i r s t l yt or e m o v et h e i n f l u e n c eo fi n d i v i d u a ld i s c r e p a n c ya n dm e a s u r i n gc o n d i t i o ni nt h es 0 2m o d u l e ；t h e s m o o t h n e s sm e t h o di su s e dt or e m o v ep o w e rl i n ei n t e r f e r e n c ei ne c g a c q u i s i t i o n t h er e s u l t so f e x p e r i m e n t sv e r i f yt h ev a l i d i t yo f t h e s em e t h o d s m o r e o v e r ，w ea p p l i e d t w on e wm e t h o d si nb pm o d u l e ：p a r a b o l am e n s u r a t i o na n du n i t a r y p r o p o r t i o n c r i t e r i o n a n da c c u m u l a t i v ea v e r a g em e t h o di su s e dt oc a l c u l a t et h ep u l s a t i o n ，t o r e d u c et h es t o c h a s t i ce l t o r d e s i g n e do nm o d u l a r i z a t i o nt e c h n i q u e , t h es y s t e mi sd i v i d e di n t os e v e r a l m o d u l e sw i t h s p e c i f i cf u n c t i o na n dc l e a rf r a m e ，f a c i l i t a t i n g i t s m o d i f i c a t i o n ， o p t i m i z a t i o na n dm a i n t e n a n c ei nt h ef u t u r e a d g c 8 4xa st h ec o r em c uo ft h e s y s t e m ，i t ss t r o n ga n a l o ga n dd i g i t a lf u n c t i o nm a k et h em o n i t o rs i m p l eb u tp o w e r f u l ， a n dr e l i a b l e k e yw o r d s ：一a d c ，o s c i l l o m e t r i cm e t h o d ，p h o t op l e t h y s m og r a p h y m a t h e m a t i c a lm o r p h o l o g y , m o d u l a r i z e 独创性声明 本人声明所里交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得墨注盘鲎或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工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谢意。 学位论文作者签名：盈乏钿 签字日期： 叮年6 月坳日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解苤注盘茔有关保留、使用学位论文的规定。 特授权墨叠基茎可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名：盖2 和 签字日期： 吁年月巩汨 导师签名；蛮日j 签字日期： 盯年，月坤日 天津大学硕士学位论文 第一章绪论 1 1 各生理信号的意义 第一章绪论 心电、血压、脉率、血氧等是人体的基本生命指征，通过连续或间断地监测 患者这些生理参数，医护人员能够及时、准确地判定患者的病症变化，以便及时 采取有效的治疗方案和救治措施 1 】。这对于保证急症患者、重症患者、危重病人、 手术患者的生命安全具有十分重要的作用，这类患者的重要生理参数的短时间不 良变化都可能危及患者生命，一旦这些重要生理参数发生不良变化，往往表明患 者己进入十分危急状态，需要紧急救助。为了及时发现问题，就需要对这类患者 的这些参数进行监测。 1 1 1 心电图 心脏是人体的重要器官，是血液循环的动力装置，每时每刻按着一定的速率 和节律跳动，它的状况好坏直接关系着人们的身体健康。心脏每次跳动之前，首 先产生电激动，电激动始于窦房结，并沿心脏的特殊传导系统下传，先后兴奋心 房和心室，使心脏收缩执行泵血功能。这种先后有序的电兴奋的传播，可经人体 组织传到体表，产生一系列的电位改变，并被记录下来用于反应心脏活动，这就 是心电图。 心室收缩开始 心房 图1 一l 典型的心电图各波、段及间期的名称 随着心脏的搏动，心电图上出现一组特征性的波形( p ，q r s ，t 及u ) ，这 些波形对应着心脏的基本电活动。图1 - 1 所示是一个正常状况下的典型的完整心 天津大学硕士学位论文 第一章绪论 电波形。心电图的各个波、段和间期都有其特殊的生理意义，可作为临床分析心 脏疾病的重要参考资料： 1 、p 波，最早出现，幅度最小，是代表心房肌除极过程的电位变化。其起 点表示窦房结的激动已到达心房，使心房开始除极；其重点表示两心房全部除极 完毕。因窦房结的激动先传导到右心房，后传导到左心房，故p 波的前半部代表 右心房的激动，后半郝代表左心房的激动。 2 、p - r 间期，是从p 波起点到q r s 波群起点的时间间隔，反映心房除极开 始到心室除极开始的间隔时间，正常为o 1 2 o 2 0 秒，若p r 间期延长，则表示 房室传导受阻。 3 、q r s 综合波，是心电图中幅度最大的波群，反映心室除极的全过程，q r s 综合波鲋形状以及激动在心室内传播的途径与束支的分布有关。由于心塞各部的 肌肉厚度不一，故q r s 综合波反映的是几个除极过程所产生的电位变化的综合 情况，因此称为q r s 综合波。其持续时间的正常值约为o 0 6 o 1 6 秒。 4 、s t 段指q r s 综合波终点到t 波起点的一段，表示心室除极结束至复极 开始的一段时间。正常人s t 段光滑，凹面向上，在心率缓慢时，s t 段呈水平 直线，但大多数情况s t 段与t 波相连不易分开。 5 、t 波，q r s 综合波后向上或向下的一个圆钝波，代表心室肌复极时的电 位变化。复极的电位一般比除极电位低，因此复极过程慢，所占时间也比较长。 6 、q - t 间期，q r s 综合波起点到t 波终点，是心室开始除极到复极全部完 成所需的时间，正常值为o 3 2 0 4 4 秒。 7 、u 波，在t 波之后约o 0 2 0 0 4 s 出现，一般较宽而低。 危、急重病人e c g 监测，是对心脏节律监测最有效的手段。通过监测，可 发现心脏节律异常，各种心律紊乱，如房性、室性旱搏，心肌供血情况、电解质 紊乱等。 1 1 2 血压 血压是反映人体循环系统机能的重要生理参数脚，心脏的泵血功能、心律、 周围血管的阻力和大动脉的弹性、全身的血容量及血液的物理状态等因素都反映 在血压的指标中。血压是指血液在血管内流动时，对血管壁产生的单位面积侧压。 由于血管分动脉、毛细血管和静脉，所以，也就有动脉血压、毛细血管压和静脉 压。通常说的血压是指动脉血压，一般指主动脉压，通常测上臂的肱动脉压以代 表主动脉压。 在心脏的每一次收缩与舒张过程中，血流对血管壁的压力电随之变化，分别 以收缩压和舒张压表示。当心室收缩向动脉泵血时，血压升高，其最高值为收缩 压。，t l , 室舒张时，血压降低，其最低值为舒张压。正常人在运动和情绪激动时血 天津大学硕士学位论文 第一章绪论 压会有一定限度的升高。一般来讲收缩压高低主要与心输出量多少有关，运动时 心输出量增加，收缩压升高。舒张压则主要与血流阻力，特别与小动脉口径有关。 如果小动脉收缩，口径缩小，血流阻力就加大，则舒张压升高。正常情况下成人 的收缩压为9 0 1 3 0 r n m h g l 3 1 ，舒张压为6 0 9 0 m m h g ，脉压差为3 0 4 0 删：1 1 h g ， 平均压为舒张压+ 1 3 ( 收缩压一舒张压) ：血压过低或过高都是疾病的征象。 循环系统【4 内足够的血液充盈和心脏射血是形成动脉血压的基本因素。动脉 系统的外周阻力，也是形成动脉血压的基本因素。左心室每次收缩所射出的血液， 由于有外周阻力和大动脉管壁较大的可扩张性在心缩期内大约只有l 3 流至动脉 系统以后的部分，其余约2 1 3 被暂时贮存在主动脉和大动脉内，使主动脉和大动 脉进一步扩张。这样，心室收缩时释放的能量有一部分以势弹性势能形式贮存在 主动脉管壁中。心室舒张时，被扩张的弹性贮器血管管壁发生弹性回缩，推动血 液继续向前推进，同时也使主动脉压在心舒期仍能维持较高的水平，可见，由于 血管的弹性贮器作用，使左心室的间断射血变为动脉内的连续血流，而且还使每 个心动周期中动脉血压的变动幅度远小于左心室内压的变动幅度。 影响动脉血压的因素： ( 1 ) 心脏每搏输出量：每搏输出量增大、收缩期动脉血压越高。在一般情况下， 收缩压的高低主要反映心脏每搏输出量的多少。 ( 2 ) 心率：如果心率加快，每搏输出量和外周阻力都不变，脉压减小。相反， 心率减慢时，脉压增大。 ( 3 ) 外周阻力：在一般情况下，舒张压的高低主要反映外周阻力的大小。如果 心输出量不变而外周阻力变大，舒张压开高。反之，舒张压降低。 ( 4 ) 主动脉和大动脉的弹性贮器作用：大动脉的弹性贮器作用减弱，脉压增大。 ( 5 ) 循环血量和血管系统容量的比例：循环血曼和血管系统容量相适应，才能 使血管系统足够地充盈，产生一定的体循环平均充盈压。 动脉血压是估计心血管功能的最常用方法，与心排除量和外周血管阻力有直 接关系，及时和准确的监测动脉血压，对于了解病情、指导心血管疾病的治疗和 保障危重病人的安全具有重要的意义。 1 1 3 脉率 脉率为每分钟心脏有效搏动产生脉搏的次数。 正常情况下，由于心脏的跳动使全身各处动脉管壁产生有节律的博动，这种 搏动被称为脉搏。正常脉搏次数与心跳次数相一致，而且节律均匀、间隔相等。 脉搏的次数了般随年龄的增长而减慢，婴儿每分钟可达1 3 0 1 5 0 次，儿童为 1 1 0 1 2 0 次，成人为6 0 1 0 0 次，老年入可慢至5 5 7 5 次。正常人在运动后、饭 后、饮酒后、精神紧张及兴奋时均可使脉搏呈一时性增快，但很快可恢复正常水 无津大学硕士学位论文 第章绪论 压会有一定限度的升高。一般来讲收缩压高低主要与心输出量多少有关，运动时 心输出量增加，收缩压升高。舒张压则主要与血流阻力，特别与小动脉口径有关。 如果小动脉收缩，口径缩小，血流阻力就盘丑大，则舒张压升高。正常情况下成人 的收缩压为9 i ) 1 3 0 m r o t - l g ! ”，舒张压为6 0 9 0 m m h g ，脉压差为3 0 4 0 m m h g ， 平均压为舒张压+ 1 3 ( 收缩压一舒张压) ：血压过低或过高都是疾病的征象。 循环系统1 4 内足够的血液充盈和心脏射血是形成动脉血压的基本因秉。动脉 系统的外周阻力，也是形成动脉血压的基本因素。左心室每次收缩所射出的血液， 由于有外周阻力和大动脉管壁较大的可扩张性在心缩期内大约只有1 3 流至动脉 系统以后的部分，其余约2 t 3 被暂时贮存在主动脉和大动脉内，使主动脉和大动 脉进一步扩张。这样，心室收缩时释放的能量有一部分以势弹性势能形式贮存在 主动脉管壁中。心室舒张时，被扩张的弹性贮器血管管壁发生弹性回缩，推动血 液继续向前推进，同时也使主动脉压在心舒期仍能维持较高的水平，可见，由于 血管的弹性贮器作用，使左心室的间断射血变为动脉内的连续血流，而且还使每 个心动周期中动脉血压的变动幅度远小于左心室内压的变动幅度。 影响动脉血压的因素： ( 1 ) 心脏每搏输出量：每搏输出量增大、收缩期动脉血压越高。在一般情况下， 收缩压的高低主要反映心脏每搏输出量的多少。 ( 2 ) 心率；如果心率加快，每搏输出量和外周阻力都不变，脒压减小。相反， 心率减慢时，脉压增大。 ( 3 ) 外周阻力：在一般情况下，舒张压的高低主要反映外周阻力的大小。如果 心输出量不变而外周阻力交大，舒张压开高。反之，舒张压降低。 ( 4 ) 主动脉和大动脉的弹性贮器作用；大动脉的弹性贮器作用减弱，脉压增大。 ( 5 ) 循环血量和血管系统容量的比例：循环血量和血管系统容量相适应，才能 使血管系统足够地充盈，产生一定的体循环平均充盈压。 动脉血压是估计心血管功能的最常用方法，与心排除量和外周血管阻力有直 接关系，及时和准确的监测动脉血压，对于了解病情、指导心血管疾病的治疗和 保障危重病人的安全具有重要的意义。 1 1 3 脉率 脉率为每分钟心脏有效搏动产生脉搏的次数。 正常情况f ，由于心脏的跳动使全身各处动脉管壁产生有节律的博动，这种 搏动被称为脉搏。正常脉搏次数与心跳次数相一致，而且节律均匀、间隔相等。 脉搏的次数了般随年龄的增长而减慢，婴儿每分钟可运1 3 0 1 5 0 次，儿童为 1 1 0 1 2 0 次，成人为6 0 1 0 0 次，老年人可慢至5 5 7 5 敬。正常人在运动后、饭 届、饮谣后、精神紧张及兴奋时均可憧脉搏呈一时性增快，但裰快可恢复正常水 届、饮酒后、精神紧张及兴奋对均可使脉搏呈一时性增快，但很快可恢复正常水 天律大学硕士学位论文 第一章绪论 平。长期进行体育锻炼的人或运动员的脉搏较一般人要慢。此外，白天人们进行 各种活动，使血液循环加快，故脉搏快些；夜间睡眠时，血液循环减慢，故脉搏 慢些。脉搏异常有以下几种表现、 ( 1 ) 脉率增快：成人脉率在1 0 0 次分钟以上。常见于发热、贫血、冠心病、甲 状腺功能亢进症等。 ( 2 ) 脉率减慢：成人脉搏在6 0 次分钟以下。常见于房室传导阻滞、颅内压增 高等。 ( 3 ) 脉律不整：即脉搏快慢不一。多见于心脏疾病( 如心房纤颤等) 。 ( 4 ) 脉微欲绝：即脉搏十分微弱。见大出血、病情危重时。 ( 5 ) 交替脉：为一种节律正常而交替出现的一强一弱的脉搏，这是心脏的收缩 按一强一弱交替出现的结果。它的出现常表示有心肌损害，可见于高血压性心脏 病和冠状动脉硬化性心脏病。 此外，高热患者体温每升高1 ，脉搏可增加1 0 次左右。如体温很高，脉搏 却不快或增快很少，当注意检查是否患了伤寒病。 一般情况下，脉率与心率一致，但在期前收缩、心房纤维颤动时，有时由于 心搏排出量过少，使周围血管不能出现脉搏，则脉率少于心率、称为脉搏短绌( 绌 脉) 因此，对有心律失常的病人在检查脉搏时，应同时计数一分钟心率以作对照。 1 1 4 脉搏血氧饱和度 脉搏血氧饱和度是评估人体氧气供给状况的重要指标。 氧是人体进行新陈代谢的关键物质，是正常生命活动中不可或缺的重要物 质。因此氧气的供给缺乏是对人体的一种劣性刺激，赢接影响到正常的新陈代谢， 最终会导致机体的心、脑等主要器官氧气供能不足而死亡。缺氧是许多疾病所共 有的一个基本病理过程，例如休克、呼吸功能不全、心功能不全、贫血等，都可 以引起缺氧。轻度的缺氧会产生头疼头晕、心悸心慌等心脑疲劳不适，如果缺氧 症状不能及时消除，将会引起器官功能退化，使健康受到威胁。缺氧对机体损害 的严重性，不完全决定于缺氧程度，更主要的是决定于缺氧的速度和持续时间。 另外，组织供氧程度，决定于血液中的氧含量和供给组织的血流量。研究证明嘲， 脉搏血氧饱和度( o x y h e m o g l o b i ns a t u r a t i o nb yp u l s eo x i m e t r y ，s p 0 2 ) 直接反映 血液中血氧浓度，可用于监控人体氧供应状态。 血液中的氧翻是通过与还原血红蛋白( h b ) 结合后形成氧合血红蛋白( h b 0 2 ) 而被输送到全身组织中。血氧饱和度表示血液中氧合血红蛋白的比例，即h b 0 2 ( h b 0 2 + h b ) ，监测血氧饱和度，为早期发现病人有无低氧血症提供了有价值的 信息。一般认为s p 0 2 值正常应不低于9 4 ，在9 4 以下为供氧不足，有学者将 s p 0 2 髓时，就认为此时对应 的气袖压力为收缩压，a s = k s - a m ；在脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉 搏波的幅度越与a m 之比q 如时，认为此时对应的气袖压力为舒张压，a d = k d a m 。根据上海医用仪表厂多年的研究成果，我们取k s = 0 5 8 ，k d = 0 7 7 。 辅鼍i馨越_塌辙 曾j嗣r静帮 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 由以上设计思路，本模块硬件系统的方案设计如图2 - 4 所示，其中信号采集 单元由气路部分、压力传感器和a d i t c 8 4 7 的一a 型a d 转换器构成。 图2 - 4 血压检测模块的硬件结构 气路部分由一个气泵和一个电磁阀n 7 1 组成，主要完成对袖带的充气( 加压) 及 放气( 减压) 工作。如图2 5 所示，来自a d 心8 4 7 的控制信号分别经过一个反向器 由三极管控制气泵和电磁阀的开启和关闭。当电磁阀关闭时，启动气泵给袖带充 气。气泵、袖带、压力传感器、电磁阀都通过导管与多通接头相连，其中与气泵 相连的导管上应装有单向阀，可使系统的漏气减至最小。 圈2 - 5 气泵控制电路 血压信号首先经过压力传感器的拾取之后才能将信号送入a d 传感器的输 入口，本文采用了m o t o r o l a 公司的m p x 5 3 压力传感器测量脉搏波的振幅及气袖 压力值。m p x 5 3 半导体压力传感器可以把压力转换成毫伏级的差模电压信号， 具有良好的线性度，它的输出电压与所加压力成精确的正比例关系。另外， m p x 5 3 所具有的温度补偿特性克服了半导体压力敏感器件存在温度漂移问题， 见图2 - 6 ，m p x 5 3 有6 个弓| 脚( 其中两个为空置无用脚) ，1 脚接地，3 脚加工作 压力，2 脚和4 脚之间输出与压力成正比的差模电压信号。由其工作原理图可见， m p x 5 3 是由恒压源供电的压阻式压力传感器。在硅基片上用扩散工艺制成4 个 电阻阻值相等的应变元件构成惠斯顿电桥，当压力传感器受到压力作用时，一对 桥臂的电阻值增大a r ，另一对桥臂构电阻值减少r ，电阻变化量r 与压力成 正比，即r = k p ，电桥输出电压u o = e ( a r r ) = ( e k r ) p ，即电桥输出电压与压力 天津大学硕士学位论文第二章生理参数检测电路 p 成正比。 转赫 图2 - 6 压力传感器的外观及工作原理图 2 3 1 脉搏s 0 2 测量的基本原理1 1 8 1 0 u 吒j t o u n 岍 4 光电容积脉搏波描记法 1 9 - 2 2 ( p h o t op l c t h y s m og r a p h ) , ，p p g ) 是借助光电手 段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方法。当一定波长的光束照射 到皮肤表面时，光束将通过透射或反射方式传送到光电接收器。在此过程中由于 受到皮肤肌肉和血液的吸收衰减作用，监测器检测到的光强度将减弱。 图2 - 7p p g 信号的光吸收示意图 皮肤中的非血液成分如脂肪、肌肉、骨骼等由于在心循环中基本保持不变， 所以它对光的吸收( 散射) 和衰减作用也保持恒定不变。皮肤中的动脉血则在心 循环中呈周期性脉动变化，心脏收缩时外周血容量最多，动脉充盈，光吸收量最 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 大，检测到的光强度也最小；而心脏舒张时，正好相反，动脉收缩，检测到的光 强度最大。其光吸收如图2 7 所示。 血液中的血红蛋白主要以氧合血红蛋( i - i b 0 2 ) 和还原血红蛋白( h b ) 两种形 式存在，被氧结合的i - i b 容量占全部可结合的h b 容量的百分比，称为s 0 2 ( 血氧饱 和度) 。血液的光学特性研究表明，在波长为6 0 0 1 0 0 0 r i m 的连续光谱中，h b 0 2 并 i h b 的光吸收系数，存在显著的差异，见图2 - 8 ，血液对光束的吸收主要决定于 s 0 2 。从而使p p g 成为研究组织中血液成分尤其是血氧状态的简单而有效的方法。 w b 赡呐( n r r j 图2 - 8h b c h 和f i b 的吸光曲线 当传输光透射过某种溶液时，其光吸收特性遵从l a m b e r t - - b e e r 定律，可描 述为： 上：1 0 - “ j o r w = k = 一脱( 2 - 4 ) o 其中：如、j 分别为入射光强度和透射光强度，“e 、矽分别为物质的浓度、 吸光系数和吸光度，三为光路长度。 在某一波长光九l 处，方程( 2 q 对于血液溶液可写为： r k = - - a l c i + 口2 ( c - q ) l ( 2 5 ) 1 0 其中；a 卜a 2 # 3 h b 0 2 录q h b 在波长九l 处的吸光系数，c j 、c 分别为h b 0 2 和总h b 的浓度。而s 0 2 的定义为血中h b 0 2 浓度c j - q 总h b 浓度c 之比，即立。因此，从( 2 5 ) c 式可以推得： 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 一l g 。三 肋：。詈2 而i o 一百a 丽2 ( 2 - 6 ) 由方程( 2 6 ) 可见，当使用单一波长光九l 测量时，s 0 2 依赖于总h b 浓度c 及光路 长度上。假如再采用另一路波长光沁同时测量时，根据方程( 2 6 ) n - f i i 得： 一l g j 曲：。詈2 矸彘一而b 2 ( 2 _ 7 ) 其中：j o 、玢别为沁光入射强度和透射强度，b l 、6 2 为i i b 0 2 矛1 h b 对b 波长光 的吸光系数。 由方程( 2 6 ) 、( 2 _ 7 ) 可以消去总l i b 浓度c 和总光路长度上得到方程( 2 - 8 ) ： 溉= 百丽a 2 q 丽- b 2 ( 2 8 ) 1 1 。，s 其中：q _ d 7 0 0 = 甓棚t 、分别为血液砒及如波长光的吸光度。 。厶 当波长九1 选为h b 和h 吸光系数曲线交点附近时，h p a l = a 翩时，方程( 2 8 ) 变为 只z 一_ 再- a q + 去2 4 q + 丑 其中4 、b 为常数，方程( 2 9 ) 说明：当一个波长选为曲线交点附近时，s 0 2 可 以从血液溶液在两个波长点的吸光度比率求得。这样s 0 2 不依赖于总h b 浓度c 和光 路长度厶这就是s 0 2 测定的基本原理。 以上原理的推导过程只针对纯血液溶液。要将该原理实际应用于人体s 0 2 无损伤检测，必须要考虑人体非血液组织对光的吸收及散射影响，并消除其所引 起的测量误差，因此本文引入了“动态光谱”观剧删。 原则上，朗伯比尔定律仅适用于均匀、无散射介质。但实际上，生物组织 是一个很强的光散射体，光在组织中经过无数次散射才能从光源到达检测器，实 际光路长远大于光源到接收器的距离。1 9 8 8 年c o p em 1 2 4 等提出了修正的朗伯 比尔定律。在此基础上d e l a ydt 等提出微分光路长和平均光路长的概念。考 虑生物组织的散射性质，用平均光路长代替基本朗伯一比尔方程中的物理光路 长，并给出修正的朗伯比尔方程。 设i o 、1 分别为入射光强和出射光强，t 2 为分子消光系数，c 为待测成分浓 度，f 为光在组织中的平均光路长，g 是由散射弓i 起的光能损失，则吸光度a 可 表示为： 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 4 = 一1 0 2 二= - 2 3 0 3 a c l + g( 2 1 0 ) 。 设生物组织的吸收系数为以，则t 。= 伽。代入式( 2 1 0 ) 可得： a = 一2 3 0 3 t o l 十g ( 2 一1 1 ) 在近红外光透射检测中，吸光度主要由被透射组织的吸收与散射构成，其中 血液散射相对较小，可忽略不计。这样，g 仅仅由除了脉动动脉血外的组织贡献， 在测量过程中保持不变。设除脉动动脉血外的被透射组织共1 1 层，第f 层的吸收 系数为。，动脉血的吸收系数为曲，一个光电脉搏波周期上动脉充盈时最大光 路长为z 一，动脉收缩时的最小光路长为o ，则动脉充盈时吸光度a 。和动脉收 缩时吸光度以可分别表示为【4 5 1 ： 4 = - 2 t 3 0 3 o f 。一2 3 0 3 f f 。6 。+ g ( 2 1 2 ) t - 1 上 4 = - 2 3 0 3 胁k 一2 3 0 3 a , , b k + g ( 2 1 3 ) _ l 设z 为? 。与f 。之差。由于除了脉动动脉血液以外的其他组织基本稳定， 不进行周期变化，因此该部分在动脉充盈和收缩时对吸光度没有影响，即式( 2 1 2 ) 和式( 2 1 3 ) q ，的第一个分量相等。则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度 之差为： 叫a 1a 22 3 0 3 ( k k ) = - 2 3 0 3 - t j ( 2 1 4 ) 在上面的推导过程中，非脉动血液和各层组织的吸收和散射的吸光度分董都 被消掉了，动脉充盈时和动脉收缩时的吸光度的差值小叹由动脉血的脉动吸收 部分贡献，主要反映脉动的动脉血的吸收变化。在本质上相当于在被透射组织中， 皮肤、骨骼、肌肉等除脉动动脉血液外的其他组织的影响都被去除了，只留下纯 粹豹脉动动脉血部分来进行吸光度差值4 的测量。这样一来，皮肤、骨骼、肌 肉等个体差异的影响都被去除了。 李网4 教授据此提出了动态光谱的概念，即由不同波长的出构成的光谱定义 为动态光谱1 2 5 。采用动态光谱测量血液成分可以消除大部分的测量条件变化与个 体差异的影响，可取得较高的测量精度。 设入射光强为i o ，动脉充盈时检测光强和动脉收缩时检测光强分别为i m j n 、 i 。，则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度之差为： trt、 z m = a l - a 2 = l o g ( ) 山g ( ) = l o d 等l ( 2 - 1 5 ) 1 nm i n t 1j m 测量到各个波长的脉搏波i m i 。和i 。即可得到各个波长所对应的吸光度差值 4 ，从而得到动态光谱。 当采用九l 、k 两路波长光同时测定时，则有： 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 1 0 9 ( ；业) q ；半：坠 ( 2 1 6 ) a 2 1 l o g f 生q i m b 工2 将( 2 1 6 ) 式结果代入( 2 9 ) 即可得到s 0 2 的值，这就是基于动态光谱的 脉搏s 0 2 技术检测的原理所在。 选择测量波长时由以上推导可知要求其中一波长对h b 0 2 和h b 的吸光系数 应相等，从图2 7 可知该波长光应选为8 0 5 r i m ，而该点附近的吸光系数随波长变 化梯度较大，这样发光管存在介体差异时，不利于调试替换。而在8 2 0 9 0 0 n m 波长段，两曲线变化较缓，且近似重合，只要在后置信号处理电路中做适当调整 将不会影响正常检测，所以交点一般选在该波长段比较适合。另一波长光可选在 7 7 0 n m 附近。因为在该波长处，i - i b 吸收系数出现极大值点，则光对8 b 0 2 和 m 吸收系数之差较大。当s 0 2 不同时，血液对该波长光吸收量的变化最为敏感。 2 3 2 脉搏血氧信号检测电路 脉搏血氧信号信号检测电路是脉搏血氧模块的主要硬件模拟电路，负责在双 近红外波照射下进行指端脉搏波信号的拾取、隔直、放大、滤波。下面从光源及 其驱动电路、光信号拾取电路和信号调理电路三个方面具体介绍。 1 光源及其驱动电路 如2 3 1 所述，我们选用可发出波长分别为7 7 0 h m 及8 3 0 h m 双波长的近红外 集成发光管。如图2 - 9 所示，它有六个在径向放射分布的小光源。其中1 、4 光 源可发出8 3 0 h m 波长的近红外光，2 、3 、5 、6 光源可发出7 7 0 n m 波长的近红外 光。 123456 圈2 - 9 发光管外观图及内部结构图 为实现脉搏血氧饱和度的检测，需7 7 0 n m 和8 3 0 h m 近红外发光管轮流发光。 由于脉搏血氧信号检测是以光电检测技术为基础，因此周围杂散光、暗电流对系 统影响比较大。为了克服这一问题，我们在光源驱动电路设计中采用了光调制技 术。调制就是使光的强度、振幅、频率或相位等某一个( 或几个) 参数按一定规律 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 变化。调制的任务就是要把所传输的信息以信号变化的形式载到光波上去。从信 息携带与检出要求看，调制光在传输和探测过程中比非调制光具有更高的探测能 力和更优良的品质。采用调制光携带信息可使光信号自身具有与背景辐射不同的 特征，有利于和背景辐射区分开。除了抑制背景光干扰外，调制对抑制系统中各 环节的固有噪声和外部电磁场干扰也有一定作用。 脉搏血氧仪的光调制一般是在单片机控制下，按照一定时序分别发放两个发 光二极管的驱动脉冲序列信号，依照一定频率依次产生红、红外光两种状态，将 光电容积脉搏信号调制成脉冲调幅波。调制时信号被按时间取样，取样的数据与 脉冲参数一一对应，只要取样频率大于信号最高次谐波频率的2 倍，最后经解调 等处理环节就能将已调制的数字信号恢复成模拟信号( n y q u i s t 采样定律) 。 另外，发光二极管驱动电路必须保证发光管工作在较大发射功率。欲获得大 的发光功率，必须使发光管的工作电流尽量大。但是随着工作电流以及发光功率 的增大，发光管的温度会迅速升高，发光管的使用寿命将大大降低。为此，本设 计采用脉冲驱动电路驱动发光二极管，提高瞬时功率的同时降低平均功率，以达 到降低光源温度的目的。驱动脉冲的选择要考虑两个条件：1 ) 脉冲频率选择应 该远大于信号频率。脉冲工作电流驱动发光管发光时，等效于将信号调制在一个 高频脉冲上，因此调制脉冲的频率应远大予信号频率，如前所述，脉搏波信号频 率为n l 一2 0 h z 。另一方面，调制脉冲频率选择大一些，利于用高通滤波器滤除 一些低频干扰。本电路中选择驱动脉冲频率1 0 0 i - i z 。2 ) 脉冲工作电流宽度的选 择要考虑到放大器的响应时间。本电路中的放大器选择低噪声的o p 2 8 4 ，由于串 联放大器的响应时间为各级响应时间的均方根和的关系，即 r 。= + 。? ? 一 r = 2 + t 2 2 + 岛2 + 其中t l 、t 2 、t 3 为各级的建立时间。因此，综合各级滤 波、放大以及a d c 的采样时间，本电路选择2 0 的占空比，即脉冲工作电流的 宽度为2 0 0 i l s 。 图2 1 0 照射光调制电路 图2 - l o 所示为照射光调制电路 2 6 1 。驱动脉冲由单片机a d u c 8 4 5 内部1 6 位 数模转换器产生，经三极管提高驱动能力。d a c 最大输出电压为a v d d = 5 v ， 2 0 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 轨一轨运算放大器o p 2 8 4 最大输出电压为4 8 5 v ( a v d d = 5 v ) ，故a 、b 两点 电压值最大为4 1 5 v ，发光管工作时，管压降约为1 3 v ，因此电阻r 上压降为 2 8 5 v 。减少电阻r 的阻值可增大流经发光管的电流，但工作电流过大又会引起 发光管温度迅速增高，降低发光管使用寿命。所以选择r 阻值为1 0 0 f 2 ，将同波 长两个发光管并联( 在保持大光强的同时，又不至使发光管过热) ，每个发光管 工作电流为2 8 5 v 1 0 0 列2 = 1 4 2 5 m a 。 2 光信号拾取电路 选择光电接收器件时，考虑到光电传感器接收到的信号是穿透皮肤浅表血 管，经血液吸收、散射后的近红外信号，属于缓慢变化的微弱生理信号，存在着 较强的背景噪声和干扰，故需要灵敏度较高的接收管。另外，由于所检测的是光 信号的幅度大小，为了准确地测出幅值的变化，必须选用线性好、响应快的器件。 因此，我们选择了北京光电器件厂的2 c u 3 硅光电二极管。其光敏面积2 * 2 r a m 2 、 峰值波长0 9 u r n 、工作波长范围o 4 1 1 u m ，灵敏度o 4 5 a w ，且具有暗电流 小、噪声低、受温度影响小、价格便宜等优点。 光敏二极管的特性是将光信号转换为电流，而随后的a d 转换电路是以电 压为检测对象。因此，接收电路中应采用电流电压变换电路，将电流信号转换为 电压信号。光敏二极管受光照产生的光生电流i 与普通二极管的电流方向相反， i 与受光光强的变化成正比，光敏管工作在零偏状态。运算放大器与电阻r 形成 电流电压变换电路，如图2 - 1 1 所示。( 图中sg n d 为信号地，运算放大器工作 正负电源为5 v 、0 v ，为避免信号丢失，将信号抬高至v so n d = 1 v 。v so n d 由 a d u c 8 4 5 内恒流源产生的2 0 0 u a 电流流经5 k 电阻产生。) 电路输出电压a o u t = i r 。 图2 - 1 1 光敏二极管的电压电流转换电路 电容c 的作用是改变相移、防止自激，同时r 和c 又形成低通滤波器，抑 制高频干扰。光敏电流的频率为1 0 0h z ，为保证r c 组成的滤波电路不会造成电 流信号的失真，其截止频率应远高于1 0 0 h z ，即荔纛 l o 。h z 。综合考虑系统 的整体设计要求，这里r = 5 1 k c t ，c = 0 0 1 u ，截至频率为3 1 2h z 。 天捧大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 经光信号拾取电路输出的脉搏血氧信号，为7 7 0 n m 和8 3 0 n m 近红外光的混 合信号，按时序分为两路，可用于计算脉搏血氧饱和度，经过计算比较，可得出 2 。1 6 式中的i m i 。和i 曲a 3 模拟信号调理电路 由于人体生物电信号具有信号弱、频率低等特点，而且处于严重的噪声背景 之中，基于这些特殊性，模拟调理电路必定要对信号检测电路中检测的电信号进 行各种加工，以顺利完成检测工作，如放大、滤波、运算、恢复信号特征、抑制 伪迹与干扰等。本系统中，以光信号为载体的脉搏波信号主要表现为两个特征： 1 ) 信号微弱；2 ) 信号受噪声影响大。因此，信号放大和抑制噪声是系统调理电 路设计的关键。图2 1 2 所示为模拟信号调理电路，下面将具体介绍。 c 2 羚1 墨l 图2 - 1 2 模拟信号调理电路 ( 1 ) 如前所述，发光管用高频脉冲驱动，光敏管接收到的信号是调制在一个高 频脉冲上的光脉冲信号，本设计中采用与驱动脉冲同步的保持电路解调信号。 保持电路将某一时刻豹电压储存在电容器c 3 上，是一个模拟信号存储器电 路。其存储方式是用采样脉冲在一个短的时间内，对模拟输入信号进行采样，并 将该时刻采得的电压储存在电容器上，一直保持到下一个采样时间到来为止。 保持电路由模拟开关s 和模拟信号存储电窑c 3 组成。保持电路的工作方式 根据指令来决定，当采样脉冲到来时，模拟开关s 导通，电路对输入信号a o u td c 采样，a o u l d c 通过开关s 的导通电阻r o n 对模拟信号存储电容器c 3 充电，采 样时电路的时间常数r o n * c 3 应当远小于采样脉冲的宽度，以使电路在采样期间 输出能正确的跟踪输入信号。当采样脉冲过去后，模拟开关s 断开，电路进入保 持阶段，理论上电容c 3 上的电压应保持不变，但实际上，在保持阶段，电容c 3 上在采样期间存储的电荷有三个放电途径，即电容c 3 本身的泄漏电流i 。，c 1 的 输入电流i t ，以及开关s 断开时的电阻r o f f 所决定的电流i s 等。也就是说，电 天津大学硕士学位论文 第二章生理参数检测电路 容c 3 的放电电流为：i d = i c + i i + i s 。 在保持期间t h 内，电容c 3 上的电压将逐渐减小，电压下降的速度为 生：豆。 4 c 3 为此在实际应用过程中，应尽量减小各项漏电流，选择具有较小i t 的运算放 大器，选择漏电较小的聚苯乙烯电容或聚酸酯电容器，以减小i 。，模拟开关的关 断电阻r o f f 应尽量大，以减小i s 。 根据上述的设计要求，本文采用m a x i m 公司生产的模拟开关m a x 4 7 3 0 采 样保持电路中的模拟开关s 。m a x 4 7 3 0 包含一组单刀双置开关，其主要特点在 于：1 ) 导通电阻r o n 只有0 4 5 q ，可以减小采样时间常数：2 ) 关断泄漏电流i s 最大0 0 1 h a ，可以减小保持期间电容c 3 上的电荷泄漏；3 ) 打开时间为1 8 n s ， 关断时间1 0 n s ，可以迅速的响应频率较高的信号。 m a x 4 7 3 0 的控制脉冲与发光管的驱动脉冲同步的关系如图2 1 3 所示。考虑 到发光管开启时的延时效应，采样脉冲比发光管的驱动脉冲延时1 0 t x s ，以确保 在采