（生物医学工程专业论文）基于dsp脉搏血氧测量平台的设计及实现.pdf

a b s t r a c t p u l s eo x i m e t e ri sar e l i a b l e ，n o n i n v a s i v e , c o n v e n i e n ti n s t r u m e n tf o rc o n t i n u o u s m o n i t o ro fa r t e r i a lo x y g e ns a t u r a t i o n h o w e v e r , t h ei n h e r e n tl i m i t a t i o n so fi t s p r i n c i p l e sl e a v es p a c ef o ri m p r o v e m e n ti nv e r a c i t y , a c c u r a c ya n ds t a b i l i t yo ft h e r e s u l t s w ew a n tt om a k ei m p r o v e m e n tu p o nt h et h e o r e t i c a lm o d e lo fp u l s eo x i m e t e r a c c o r d i n gt op h o t o nd i f f u s i o nt h e o r yi n o r d e rt os e a r c hf o rp o s s i b i l i t i e st ot h e a m e l i o r a t i o no ft h er e s u l t s t h er e a l i z a t i o no ft h et h e o r yd e p e n d so nt h er e l i a b i l i t ya n d s t a b i l i t yo ft h ee x p e r i m e n t a lp l a t f o r mi ti st e s t i f i e du p o n t h u s ，o u rw o r kf o c u s e so n d e s i g na n dd e v e l o p m e n to fah i g h - a c c u r a c yp u l s eo x i m e t e rb a s e du p o nd s p t m s 3 2 0 f 2 812 o u rw o r ki sb r i e f l yd i v i d e di n t of o u rs e c t i o n s f i r s t l y , ad i g i t a lp u l s eo x i m e t e rs y s t e mi sd e s i g n e d a l lt h es i g n a lp r o c e s s i n g w o r ki sa l l o c a t e dt od s pi no r d e rt og u a r a n t e et h ea c c u r a c ya n ds t a b i l i t yo ft h e m e a s u r i n gr e s u l t s m e a n w h i l e ，an e wm e t h o do fa u t o m a t i ca d j u s t m e n tt ot h ei n t e n s i t y o fi n c i d e n tl i g h ti su t i l i z e dt or e p l a c et h et r a d i t i o n a la g cm e t h o d , w i t hw h i c ht h e u s e f u lp o r t i o no ft h ew h o l es i g n a lw i l lb ei n c r e a s e d s e c o n d l y , i nt h eh a r d w a r ed e s i g np o r t i o n ，w ed e s i g n e da l li n t e n s i t y c o n t r o l l a b l e b a c k - t o - b a c kl e dd r i v i n gc i r c u i t , aa m b i e n tl i g h tr e m o v a lc i r c u i ta n dt h ea c e x t r a c t i o nc i r c u i tt og u a r a n t e et h ev e r a c i t y , a c c u r a c ya n dt h ea m o u n to fe f f e c t i v e i n f o r m a t i o n t h i r d l y , a f t e rc a r e f u la n a l y s i so ft h ec h a r a c t e r i s t i c so ft h ep h o t o p l e t h y s m o g r a p h y , w ed e s i g n e da n di m p l e m e n t e das e r i e so fa l g o r i t h m si n c l u d i n gt h el o w - p a s sf i l t e r i n g ， d cf i l t e r i n ga n dc h a r a c t e r i s t i cp o i n te x t r a c t i o na n dm o t i o na r t i f a c t se l i m i n a t i o n f o u r t h l y , a n a l y z ea n dd e r i v ean e wt h e o r e t i c a lm o d e lf o rp u l s eo x i m e t e rb a s e d u p o ns i m p l ep h o t o nd i f f u s i o nt h e o r y , a n db r i n gu pan e wi d e at or e p l a c et r a d i t i o n a l c a l i b r a t i o nc b r v ew i t hi t k e yw o r d s ：p u l s eo x i m c t e r , t m s 3 2 0 f 2 81 2 ，s i g n a l p r o c e s s i n g ，p h o t o n d i f f u s i o nt h e o r y 独创性声明 本人声明所呈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，也不包含为获得墨鲞盘堂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：辅翻主诡 签字日期： 2 7 年驴月二多日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解鑫盗盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权丞鲞太堂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) 孥，：电论文限者签g ：簿融洁 导师签名 琵，i 。i 期：，卜，7 年驴夕；j 乡日 签字日期 2 1 日 1 第一章绪论 第一章绪论 1 1 血氧饱和度的研究意义 生物机体活动所需的能量，都来自体内营养物质的氧化。氧化过程需要消耗 氧，所以氧是生物体进行新陈代谢所必须的。人体内的血液通过心脏的收缩和舒 张脉动地流过肺部，一定含量的脱氧血红蛋( d e o x y g e n a t e dh e m o g l o b i n , h b ) 与 肺泡中的氧结合变成了氧合血红蛋i 兰i ( o x y g e n a t e dh e m o g l o b i n ，n b 0 2 ) ，约2 的 氧溶解在血浆中。这些氧合血红蛋白通过动脉系统一直到达毛细血管，在毛细血 管中，氧合血红蛋白将氧释放，为组织新陈代谢所利用，从而还原成为脱氧血红 蛋白，最后血液经静脉系统回流至心脏，开始下一轮的循环。 能否充足地吸入氧气，使动脉血液中融入足够的氧，对维持生命是至关重要 的。及时检测动脉中氧含量是否充分，又是判断人体呼吸系统、循环系统是否出 现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标。临床上一般通过测量动脉血氧饱和度 来判断人体血液中的含氧量。动脉血氧饱和度，就是指在全部动脉血容量中，被 血红蛋白结合的氧容量占全部可结合氧容量的百分比。在正常的血液中存在四种 血红蛋白：氧合血红蛋白、脱氧血红蛋白，碳氧血红蛋白( c o h b ) 和高铁血红蛋白 ( m e t h b ) 。与氧气作可逆性结合的是脱氧血红蛋白，与氧气不结合的是碳氧血红 蛋白和高铁血红蛋白。因此，动脉血氧饱和度的表示方法有两种。一种称为功能 饱和度，只将氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白考虑在内，其计算公式为： ，1 疋q = 7 导1 0 0 ( 1 1 ) u二 ，l 1 、 ， k - b o ：1 。册 公式( 1 - 1 ) 中g 嗽，c 册分别表示组织中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓 度，疋q 表示动脉血氧饱和度值。 另一种为自然饱和度，其计算方法包含所有血红蛋白： ， s 。d ：羔坠一x 1 0 0 42 c m o ：+ c k + c 乙册+ ( 1 - 2 ) 公式( 1 2 ) 中c c 椭，表示组织中碳氧血红蛋白和高铁血红蛋白的浓度， 除了病理因素和长期吸烟者外，人体血液中所含碳氧血红蛋白和高铁血红蛋白是 第章绪论 很少的，所以临床上多采用功能饱和度来反映血液中氧含量的变化。 造成氧气供给障碍的原因很多。除了呼吸、循环系统的疾病外，由于麻醉引 起的机体的自动调节功能失常，大手术创伤以及由于其它治疗、检查引起的损伤 等，都可导致病人的氧供给发生问题而使病人出现头晕、无力、呕吐等症状，重 者则会危及生命。因此，随时了解病人的氧饱和度情况有助于医生及时发现问题 及时治疗。血氧监护在临床麻醉手术、新生儿和危重病人监护应用中为医生提供 了直接、快速、有效的临床依据，在脑外科、心血管外科及新生儿、早产儿监护 等领域有着重要的意义【。 近年来，脉搏血氧仪已经在各种急救监护场合获得了广泛的应用，尽管其测 量方法仍属于光学法，但它克服了以前光学法有创测量的缺点，具有无创伤、连 续、快速、准确监测人体动脉血氧饱和度的功能。随着计算机技术的飞速发展， 微处理器的使用使得脉搏血氧仪的性能日益提高，功能趋之完善。现己得到医学 界的承认并进入了临床应用。在手术室，脉搏血氧仪可进行连续氧合估计，特别 是在对危重病人和不易通气的手术当中，它能快速提供信息。在急救病房里，动 脉血氧饱和度的连续检测使通气能安全迅速地交替进行。在对需要连续辅助氧疗 的病人运动时，根据活动的不同强度，脉搏血氧仪可用于决定氧的供给量。对有 慢性阻塞性气管疾病的病人，因怀疑有睡眠呼吸停顿综合症或者夜间低氧饱和 度，常常需要血氧仪进行睡眠氧饱和度研究，等等。 但是，由于透射式脉搏血氧仪自身原理的缺陷和传感器结构的限制，导致其 在应用上仍面临着很多问题，尤其是在胎儿血氧监护中【2 1 。目前产时胎儿血氧监 护是国际上研究的热点和难点，通过产时胎儿监护可早期诊断胎儿宫内缺氧和酸 中毒，通过对产妇给予及时的分娩中手术干预，可防止因宫内缺氧和酸中毒所致 的产时和产后的新生儿死亡，降低围产儿死亡率。而由于胎儿血氧值较低( 低于 6 0 ) ，传感器位变化较大，导致透射式血氧测量方法难以应用到该领域中，因 此，必须要使用反射式血氧测量系统【3 】。本文旨在通过对已有的成熟透射式脉搏 血氧理论的研究和硬件的搭建，为研制新型基于扩散光学理论的反射式血氧饱和 度测量系统打下方法论的基础，并搭建好信号检测平台。 1 2 血氧饱和度测量的发展概况 血氧饱和度的测量通常分为电化学和光学两类，也即有创和无创两种测量方 法。以往的有创血氧饱和度测量方法有两种。一种是对人体采血后用血气分析仪 进行电化学分析后测出血氧饱和度值，这种方法需要动脉穿刺或者插管，对人体 有创，而且电化学分析过程较为复杂，分析周期长，费用较高且无法进行连续监 2 第一章绪论 测，但这种方法测出的血氧饱和度值较为准确，可应用于很多需要准确血氧饱和 度数据的场合，如深低温停循环手术、产程中胎儿监护等。另一种方法是利用分 光光度计测定从动脉血中抽取血样的光密度，并在此基础上计算血氧饱和度。这 种方法仍然用于临床的准确测定以及体外血液循环机的检测，此方法的原理则是 以双波长的l a m b e r t b e e r 定律为基础，并利用h b 和h b 0 2 的吸光系数随波长改 变的特性进行计算，并且这一基本原理已经发展作为无创检测的基础。 由于有创测量方法费时且无法连续监测，因此出现了利用无创方法获得血氧 饱和度的尝试。利用氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白独特的光谱吸收特性测量人体 血氧饱和度的理论基础最早可以追溯到1 9 世纪，即著名的l a m b e r t b e e r 定律的 提出。到目前为止该理论仍然作为光学血氧饱和度测量法的理论基础。1 9 3 2 年， n i c o l a i 和k r a m e r 两位科学家研制出接近现代使用的脉搏血氧饱和度测量仪。 1 9 3 5 年，m a t t h e s 研制了第一个双波长的耳部血氧测量探头，可以实现脉搏血氧 饱和度的测量，不过这种设备测量缓慢，需要频繁校准而且不能区分动脉和静脉 血流。1 9 4 2 年，m i l l i k a n 使用一个加温的带有耳部探头的脉搏血氧饱和度测量 仪，用在飞机上对飞行员测量。1 9 4 9 年，w o o d 设计的脉搏血氧饱和度测量仪将 耳部的血液挤走以获得绝对零点来改进测量精度，这种设备光源稳定性要求高， 每次测量需要繁琐调整，因而没有得到广泛应用。1 9 6 4 年，s h a w 设计了一种八 波长的自身调整的耳部血氧计，优点是避免了繁琐的调整，从6 5 0 r i m 到1 0 5 0 r i m 的八个光波，但该设备体积较大，结构复杂，容易损坏而且价格昂贵。1 9 7 2 年， 日本人a o y a g i 用红光和红外光穿过测量部位中脉动的动脉血管，可以直接计算 出脉搏血氧饱和度，采用发光二极管减少了血氧探头的体积，投入到了商业应用 中。1 9 7 4 年，日本的青柳卓雄等人发表了脉搏血氧计测试法原理，第一台脉搏 血氧饱和度测量仪o l v 5 1 0 0 问世。1 9 8 2 年，n e l l c o r 研制出一种性能更好的脉搏 血氧计n 1 0 0 ，并形成了一种标准模式，系利用发光二极管做为光源，硅管作为 光传感器，微型计算机进行信息处理，从而使脉搏血氧饱和度测量仪进入了新时 代。9 0 年代以后，基于双波长的各种血氧计不断研制出来，脉搏血氧饱和度测 量仪已经在临床实践上得到了广泛的应用，成为一种不可缺少的临床诊断设备 【4 】。 1 3 数字信号处理技术 本课题采用d s p ( d i g i t a ls i g n a lp r o c e s s e r ，数字信号处理器) 芯片作为血氧 饱和度测量仪的中央处理芯片，利用d s p 强大的运算能力来实现血氧饱和度的 准确测量及方便今后新型脉搏血氧测量原理的研究。 3 第一章绪论 数字信号处理( d i g i t a ls i g n a lp r o c e s s i n g ) 技术已经在许多领域得到极为广泛 的应用。数字信号处理是利用专用处理器件，以数字形式对信号进行采集、变换、 滤波、估值、增强、压缩、识别等处理，以得到符合人们需要的信号形式。其处 理基础是数字计算机和算法。算法一旦建立，设计者就要寻找合适的计算机来最 有效地实现它们。最开始的目标是在可以接受的时间内对算法作仿真。随后是将 波形存储起来，事后再加以处理。随着计算机技术和d s p 技术与器件的发展， 这种仿真和脱机处理逐步演变成为实时处理。 连续信号的基本数学模型是基于1 9 世纪提出的拉普拉斯变换和付氏变换。 通过简单的扩展和适当的解释，即可推出离散信号的z 变换。1 9 6 5 年，库利 ( c o o l e y ) 和图基( t u k e y ) 提出了著名的快速付氏变换( f a s tf o u r i e rt r a n s f o r m ， f f t ) ，极大地降低了付氏变换的计算量，从而为数字信号的实时处理奠定了算 法基础。近年来，在d s p 的各种快速算法、模糊和遗传算法等方面都不断有所 进展。在通常的信号处理中，采用数字技术有许多的优点，d s p 所能完成的功能， 有许多靠模拟技术完成起来很困难，甚至是无法完成的。 在通常的信号处理中，采用数字技术有许多的优点，d s p 所能完成的功能， 有许多靠模拟技术完成起来很困难，甚至是无法完成的。数字技术的主要优点概 述如下： 1 可程控 可以只设计一个硬件配置，然后设计各种软件来执行多种信号处理任务。例 如一个数字滤波器可以通过重新编程来完成低通、高通、带通、带阻等不同的滤 波任务，而不需要改变硬件。在很多情况下，甚至不需要重新编程，而只需要改 变有关的数据和操作，在模拟系统中，实现这些功能是很困难的。 2 稳定性好 模拟电路中器件的特性都会随着温度的改变而改变，这就意味着模拟电路的 性能是不稳定的，而数字电路在其保证的工作范围内受温度变化的影响就要小得 多。d s p 电路还可以通过编程来检测和补偿模拟系统的变化。 3 可重复性好 数字系统本身就具有可重复性。如果用多台计算机去计算同一个组数据的 和，它们会提供相同的答案。但如果将相同信号输入配置相同的5 0 0 个模拟系统， 每个系统的输出都不会相同。其原因是模拟系统中的器件的性能各不相同，即便 是设计完全相同的系统，其性能也是各不相同的。 4 易于实现自适应算法 一个d s p 系统可以很容易地自适应于外部环境的改变。自适应算法只是计算 新的参数，并存储起来，取代原有的值。一些基本的自适应功能在模拟系统中是 4 第一章绪论 可能实现的，但类似于噪声消除等复杂的自适应变化就非模拟系统所能实现。 5 大规模集成 与模拟电路相比，数字电路的集成度可以高得多。特别是和计算机技术结合 在一起，使得数字信号处理系统的功能越来越强。d s p 器件就是基于超大规模集 成电路技术和计算机技术发展起来的、适合于作数字信号处理的高速高位单片计 算机。它们体积小，功能强，功耗小，产品一致性好，使用方便，性价比高，从 而得到了广泛的应用。 在以上优点的基础上，d s p 还拥有其自身结构上的优势【5 】： 通用型微处理器，采用的是冯诺依曼结构，即程序指令和数据共用一个存储 空间的地址与数据总线。为了进一步提高运算速度，以满足实时数字信号处理算 法的要求，当前的d s p 都采用了与通用微处理器不同的结构，即放弃了冯诺依 曼结构，而采用了哈佛结构。所谓哈佛结构，是指程序存储器和数据存储器具有 各自的总线结构，即各有自己的地址与数据总线。这就使得处理指令和数据可以 同时进行，从而大幅度的提高了处理效率。 d s p 大多采用了流水线技术。计算机在执行一条指令时，要经过取指、译码、 访问数据、执行等几个步骤，需要若干个指令周期才能完成。流水线技术是将各 指令的执行时间重叠起来。第一条指令取指后，执行译码的同时，第二条指令取 指：第一条指令访问数据时，第二条指令译码，第三条指令取指。尽管一条指令 的执行时间仍然是几个指令周期，但由于指令的流水线作业，综合起来看，使得 每条指令的最终执行时间是在单个指令周期内完成的。这就使得处理速度大为提 高。d s p 所采用的程序存储区及其总线与数据存储区及其总线分开的哈佛结构， 为采用流水线技术提供了很大的方便。 在数字信号处理算法中，乘法和累加是基本的大量的运算。例如，在卷积运 算、数字滤波、快速付氏变换、相关计算等算法中，都有大量类似于翻( 七) 曰( 刀一k ) 一类的运算。通用计算机的乘法是用软件来实现的，往往需要若干个机器周期才 能完成。而d s p 中都设置了硬件乘法器和乘法并累加一类的指令，取两个操作 数到乘法器中作乘法，并将乘积加到累加器中。这些操作往往可以在单个指令周 期内完成，使得d s p 作乘法并累加这种基本运算的速度大为提高。 采用数字信号处理技术可实现血氧信号的准确提取。d s p 芯片具有适合于数 字信号处理的软件和硬件资源，可以完成复杂的数字信号处理运算。在计算机上 实现的复杂的血氧处理算法可以移植到以d s p 芯片为核心处理单元的系统中。 d s p 通过自适应滤波算法，可以消除静脉和毛细血管充盈所引起的误差，有效地 提高信号的信噪比，实现复杂背景中( 如运动状态下) 氧饱和度的准确检测。基于 d s p 的脉搏血氧饱和度测量仪可实现血氧饱和度测量仪的小型化，便于携带并可 第一章绪论 实现数据的无线传输，以达到远程医疗监控的要求。d s p 芯片及其开发系统的价 格越来越低，性价比却提高很快，适合在血氧饱和度测量仪的开发中使用。我们 设计中的d s p 芯片选用t i 公司的1 6 位定点芯片t m s 3 2 0 f 2 8 1 2 。t m s 3 2 0 f 2 8 1 2 是t m s 3 2 0 c 2 8 x x 系列中的一种，具有处理能力强、片内具有较大的闪烁存储 器、资源配置灵活、低功耗等特点，是一个理想的选择。 6 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 2 1 脉搏血氧饱和度测量原理 传统的脉搏血氧测量系统使用的是l a m b e r t b e e r 定律模型【6 1 ，该定律的应用 需要满足三个假设，可以简要概括为： 1 入射光源为单一波长； 2 吸收过程中各物质无相互作用； 3 辐射与物质的作用仅限于吸收过程，没有散射、荧光和光化学现象。 l a m b e r t b e e r 通用公式可以通过图2 1 进行理解。 其通用公式为： i 一一 一t l 卜一d l 图2 - 1l a m b e r t b e e r 定律示意图 i t = 0 e 。徊( 2 1 ) 厶：出射光的光强： 厶：入射光的光强： ：单位长度媒质的吸收系数； d ：媒质的厚度。 公式( 2 1 ) 表示，由于物质对光的吸收，随着光进入物质的深度的增加，光的 强度按指数方式衰减。以公式( 2 1 ) 为理论基础，我们可以推导出，如果将手指 置于光源下，测量所得的透射光光强和入射光光强之差即为被吸收的光能，其中 包含着指尖血液中氧合血红蛋白的比例信息。指尖中的血量和指尖组织厚度将随 7 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 着脉搏发生变化，为未知量，入射光强的精确测定存在一定困难，也为未知量。 因此，实际的脉搏血氧测量需要将l a m b e r t 。b e e r 定律进行修正，以去除入射光强 和指尖厚度的影响。 2 1 1 入射光强和路径变量的去除 为了去除入射光强的影响，传统理论将透射介质分为了三部分，其中两部分 为固定介质，分别对应着组织和不随脉搏搏动变化静脉血，另一部分为变化介质， 对应着随脉搏搏动总量发生变化，从而对光的吸收量发生变化的动脉血。我们假 设光强的衰减变化完全是由于变化介质，即指尖内动脉血量的变化所造成的。根 据传统理论的划分方法，可以将该透射介质理解成图2 2 所示模型吲。 - _ _ _ _ _ _ _ _ _ - _ _ _ _ - - 一- - _ _ _ _ _ _ 叫卜 tba 图2 - 2 透射介质模型 如图2 - 2 所示，而对应入射光强，厶对应透射光强，乃为中间变量，对应着经 过固定介质( 肌肉、静脉) 衰减后的光强。通过这一模型，我们可以得到： l i = i 龋一赏b ( 2 - 2 ) 这一计算结果对应着测量到的直流分量，同理，我们可以得到： i t = 4 e 一a ( 2 - 3 ) 这一计算结果对应着测量到的实际透射光光强。我们可以推导出透射光光强 与入射光光强之间的关系为： i t = l 每谚t 谨b 一试a ( 2 - 4 ) 根据以上推导我们可以发现，通过将测量结果与其中的直流分量相比，我们 即可以将入射光强这一变量从公式中去除。即： 4 4 = ( 厶p 辟卜妒雪叫和) ( 厶e 一心几妒口) = e 一一( 2 - 5 ) 同时，为了去除路径厚度变量，传统方法采用双波长测量法，波长分别选择 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 在红光和红外光范围内。当两个光源排列的足够紧密时，我们就近似认为其透射 路径相同，即r ，b ，彳相同( 当然这对光源的封装和摆放也提出要求) 。从而可 以将两个波长下的加( t ) 相比，得到： l n ( s ，1 1 ，)一藤a 露 l n ( i m i i i , , 1 ) = 森= 赢 任6 ) 一昭么器 u 哪 即消去了路径厚度变量的影响。其中，厶分别代表接收到的红光，红外光 飞髑l ：o 显然，上述结果并不能直接给出实际的血氧饱和度，只能得到两个吸收系数 之比尺。通过一定的推导和计算，通过该比值可以推得最终结果。这一转换过程 在实际应用中通过定标校验来完成，详见2 1 4 。 2 1 2r 的计算方法 r 值是计算血氧饱和度时要获得的主要变量。一般而言，为了求得r ，首先 要将红光下光强信号的最大值与最小值之比取自然对数，再对红外光光强信号做 同样的处理，最后将两个求得的数值相比即为所需尺值。该方法称为峰谷法。 1 峰谷法求r 值 将红光和近红外光光源置于指尖的一侧，另一侧放置一个探测器。接收到的 光强随着脉搏而发生变化，将红光波长下探测器接收到的透射光强中的最大值标 记为尹，最小值标记为r ”。r 发生在心脏收缩期，对应着动脉血容量最大 的时刻，矿”发生在心脏舒张期，对应着动脉血容量最小的时刻。参考上一节中 提出的模型，可以推得： i ? = i 万成v e r l 叫o a r ，r - t、 同理有， i ? = i i ，f 煳一戚b 将两者相比化简之后可以推导出： ，_ m l 力 l = p 一心a r ，t 彳 i ? 9 ( 2 8 ) ( 2 9 ) 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 将上式两边取对数可得： 觑一膨彳 ( 2 1 0 ) 锄浯 一蹋彳 协 将两个波长下的结果相比可得： r=锎=罢arl=笼a,rin1 7 蚴 k n 7j 繁1 一p k a“埘k 9 其中学和磁”的含义与尹和甲加类同，对应红外光波长下探测器接收到 的透射光强的最大值和最小值。 2 导数法求尺值 导数法使用测量所得光强中的直流和交流分量来计算尺这种方法能够明显降 低噪声的影响。假设相同时间内两种波长下透射光路径的长度变化相同，即 幽坊相等。 将公式( 2 3 ) 对时间求导，由于组织和静脉血对光的吸收量不随时间发生变 化，可视为常量，则， 鲁= 厶p 钟卜胂霄4 ( 一心7 害) c 2 躬， 因此， 华一p a a 疗d a d t - ( 2 1 4 ) i 。 “”。 使用这种方法计算r 值的公式为 尺= 隔( d z d o z = 笼 ( 2 - 1 5 ) 1 0 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 堕= 生幽二生蛐 出 乞一 ( 2 1 6 ) 公式( 2 - 1 6 ) 中t l ，t 2 为任意时刻。 且红光和红外光波长下探测器所接收到的光强最大值和最小值分别发生在 同一时刻，则可以通过测量单个周期内波形的最大值和最小值求得该导数，消去 时间分量。而五则可以使用测量的平均值，即波形中的直流分量来代替，这样计 算公式就变为， 肚高耠=u i i “d t 、ii l r ( 钎) 卢 一妒 7 细沙 一瞬瓣 ( 2 1 7 ) 其中胪，瑶分别代表红光和红外光波长下测量到的光强的直流分量。即r 值可测。 2 1 3 通过r 值计算血氧饱和度 1 理论推导 根据2 1 2 节对r 值的推导可知【8 】， d 织 k 2 了f 口r ( 2 1 8 ) 由于我们知道成“代表着变化介质的吸收系数，对应着对光的吸收量随脉搏 变化的动脉血，因此一可以写为： = h b 0 2c h b 0 2 + ( 2 1 9 ) 其中6 t o o , ，c n b o 、分别是动脉血液中氧合血红蛋白的摩尔吸光系数和浓度， ，分别是动脉血液中脱氧血红蛋白的摩尔吸光系数和浓度。 将公式( 2 1 9 ) 代入公式( 2 1 8 ) ，可以得到公式( 2 2 0 ) 。 r = 粤= 鱼每尝 ( 2 - 2 0 ) 喝rs h 慨l r c + ? l r c 胁 u 一。 将血氧饱和度公式( 1 1 ) 代入公式( 2 2 0 ) 时，可得 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 疋q = 际i 葫1 2 1 t b , i r 雨r - - 占i h b , r 乏甭仁2 ) 公式( 2 2 1 ) 中对应波长下的氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的摩尔吸收系数均 可以通过查表法获得。 2 实际应用 在测量计算得到尺值后，通常在实际应用中脉搏血氧仪都是通过定标校验的 方法获得r 与勋d 2 的关系曲线【9 】。而实时测量中则是通过查表法最终获得与尺 对应的脉搏血氧饱和度信息。脉搏血氧仪的定标校验是项较为复杂的工作，由 于受各种生理、物理因素的影响，其定标并不是按照氧饱和度与吸光度变化之间 的经验公式，仅由实验测定常数，从而绘制定标曲线即可；而是用实验的方法来 确定刚瓜和血氧饱和度的一一对应关系，以获取经验定标曲线。据国内外的文 献资料报导，脉搏血氧仪的定标校验方法大致有六种。其中最原始、最可靠也是 最常见的定标校验方法是直接从人体获得实验数据来绘制经验定标曲线。其具体 做法是在临床上让自愿受试者吸入不同比例的氧、氮、二氧化碳混合气体，在造 成一定程度缺氧的情况下，同时用脉搏血氧仪测得r 值与血液取样法血气分析 或高精度取样血氧仪的测试结果对比，以获得脉搏血氧仪的经验定标数据。用此 方法获得氧饱和度大于8 5 的数据较为容易，其难点在于血氧饱和度低段样本的 选取。因临床上血氧饱和度低于8 5 的病例很少，如果让受试者吸入不同比例的 混合气体，将氧饱和度降低至7 0 以下时，则有可能导致缺氧性伤害。因此低段 值大多是在标定高段值的基础上，靠曲线外推法确定的，显然用此方法定标对氧 饱和度低段值的可靠性将会带来影响。其它方法包括在实验室建立带有模拟组织 模型的模拟循环系统，利用血液替代剂的仿真模型，利用动物实验定标等，尽管 改进定标方法能够一定程度的提高现有商用脉搏血氧仪的测量准确性，但仍无法 很好地解决低氧测量不准的问题。我们认为脉搏血氧仪所存在诸多缺陷的最终解 决办法仍在于建立合理的光传输模型，从原理上分析其原因并从信号处理手段上 改进，最终建立r 与s a 0 2 之间的正确数学关系。 2 1 4l a m b e r t b e e r 定律模型缺陷 人体组织由于对光存在强散射现象，因此不能满足l a m b e r t b e e r 定律假设的 第三条。如果组织多散射光，那么光子路径长度分布的结果比测量几何距离大得 多，也使得用l a m b e r t b e e r 定律定量描述组织成分浓度变得很复杂。用传播理论 的粒子描述来说明光在组织中传播称为“光粒子迁移”或“光子迁移”。光子以 一定的方向和速度在组织中传播，直至遇到可被看成是一个粒子或位置的散射 1 2 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 层，光子在此弹性地改变了动量，并依散射特性沿随机方向散射。光子在散射层 之间传播的距离为散射长度，它取决于散射介质的散射浓度和自然特性。光子从 光源迁移到检测器的总路径长度要大于光源和检测器之间的几何距离。此外，因 为在每个散射层中光子方向的改变是随机的或至少是半随机的，故光子从光源迁 移到检测器的总路径长度服从某一分布。 同样组织的吸收特性也会影响光子的总传播路径长度。定性地说，当组织吸 收增加时，光子遇到连续散射层的概率减小了，检测到光子较长路径的概率也就 减小了，即路径长度的分布缩短了。相反组织吸收减小时，随着光子传播路径长 度的增加，光路径分布又变长了。入射光进入人体后，散射使光不能沿直线传播， 从而使得光子行进的路程远大于介质层厚度。在强散射条件下光程无法准确得 到，导致l a m b e r t - b e e r 定律的失效，为此有必要对该定律在强散射条件下加以修 正【1 0 1 。 硬件上的缺陷存在于脉搏血氧仪传感器的常用光源光敏二极管( l i g h t e m i t t i n gd i o d e ，l e d ) ，因为商用l e d 的波长无法达到十分准确。使用 l a m b e r t b e e r 定律要求红光和红外光光源都具有波长单一且已知的特性，但是实 际情况下，l e d 产生的波长只能控制在一定范围内。例如，假定我们购买波长 为6 6 0 r i m 的l e d ，那么，其实际峰值波长可能在6 0 0 n m + _ 1 5 n m 的范围内变化，其 光谱带宽范围最理想情况下也要达到2 0 r i m 。显然，在非理想条件下获得的结果 必然要偏离实际值。 2 2 脉搏血氧饱和度检测方法回顾 如下图2 3 所示，传统检测系统主要分为驱动和检测两大部分。 驱动部分主要通过单片机控制发光管工作状态以产生红外光、红光双光束调 制信号，另外完成光增益的自动调节功能。信号调制的目的是为了去除环境光， 杂散光的影响。光增益自动调节的目的是为了满足不同患者脉搏强弱、皮肤厚薄、 皮肤光洁度以及皮肤颜色等存在巨大差异的要求。调控的方法一般是利用d a 及硬件电路，通过调节发光管驱动电流的大小分别将双光束直流透射信号调节在 一个固定的电压或某个电压范围内。 第二章脉搏血氧饱和度测量的原理与方法 图2 3 脉搏血氧饱和度检测典型系统框图 检测部分主要通过一系列信号处理和检测环节消除各种干扰以及提取特征 值，即算脉率和血氧饱和度。前级光电检测电路将光电流信号转换为光电压信号， 后经放大和解调等环节将经过调制的数字信号重新恢复成模拟信号，然后通过双 光束分离电路将双脉冲序列分离为红外光信号和红光信号两部分，再经交直流分 离电路分别将红外光信号、红光信号中的交流成分与直流分量分开，形成4 路信 号，其中直流分量直接送a d 采样，交流两则在经过低通滤波和交流放大后， 送a d 采样。4 路信号采样后的结果送单片机。另外，在对红外光交流信号经过 滤波放大后，还要送一路给脉搏波检出电路进行特征值提取，然后送单片机。最 后由单片机完成脉率、血氧饱和度计算。由此可见，传统的脉搏血氧检测系统设 计主要是利用模拟技术来完成诸如发光管驱动、增益调节、双光束分离、交直流 分离、滤波放大、检出等一系列工作的。 1 4 第三章测量平台的系统设计 第三章测量平台的系统设计 3 1 光电容积脉搏波信号特征分析 脉搏血氧饱和度测量平台所需提取和分析的主要信号是光电脉搏波，因此， 就需要对光电脉搏波的生理学特征有全面而深入的理解，从而保证所提取信号的 正确性和精度。 3 1 1 光电容积脉搏波的形成机理 图3 1 光电容积脉搏波形 由于心脏周期性的收缩和舒张，使血液不断地流入和流出动脉血管，造成血 管内血液容量发生变化，从而产生容积脉搏波。如图3 1 所示，容积脉搏波主要 包括上升支和下降支【1 1 】。 上升支( a b 段) ：在心室快速射血期，大量血液流入动脉血管造成管壁骤然 扩张，血管充盈量增大，形成波形上升支。上升支上升快，其间无停顿，若心室 搏出量大，射血速度快和外周阻力小，则上升支斜率大，幅度较大；反之，则上 升较慢，幅度较小。 下降支( b f 段) ：在心室缓慢射血期，进入主动脉的血量少于从主动脉向外 周的血量，大动脉弹性回缩，血管充盈量减少，形成下降支前段，在心室舒张期， 随着主动脉流向外周血量的进步增加，形成下降支的其余部分。脉搏波的下降 支上有一个切迹，称为降中峡( c 点处) ，它发生在主动脉瓣关闭的瞬间。因为 心室舒张引起主动脉血液向心室方向反流，造成主动脉瓣关闭。反流血液使主动 脉根部扩张，并受到已关闭的主动脉瓣的阻挡而形成一个反折波，在下降支出现 第三章测量平台的系统设计 一个短暂的上向波，成为降中波( c d e 处) ，其前方形成降中峡，在外周阻力大 时，下降支的下降速率较慢，切迹位置较高，其后的下降坡坡度较陡，外周阻力 小时则反之。 3 1 2 光电容积脉搏波的信号分析 d c 稳定成分 动脉血 静脉血 组织体 ；j 卜、八、 ! a c 交流成分 一 下 tt ! 下丁! 丁l 入：入- n 、 图3 2 人体组织对光吸收曲线图 输 出 光 强 度 如图3 2 所示，对组织光衰减信号模型的分析可知所得光电信号主要由四部 分组成1 1 2 】。 ( 1 ) 脉搏分量，即由心动周期引起的血管容积的周期性变化。 ( 2 ) 慢变化信号分量，在一段时间观察过程中( 几秒或几分) 观察到的直流信 号变化过程，这个过程可以是由神经和体液引起的血管快速调节过程或是血液成 分的变化或是二者的综合反映。 ( 3 ) 长时间变化量，它所反映的是血管基础容量的长时间变化。 ( 4 ) 直流分量，反映组织非脉动部分情况。 在实际设计中，对红光和红外光波长下不同的光电信号要考虑如下特点。 1 光强信号( 包括红光和红外光两路) 主要由两部分组成：直流分量和交流分 量。其中直流分量较强，交流分量较弱，而起关键作用的是交流分量，它反映人 手指动脉的搏动情况。一般交流分量小的其直流分量大，交流分量明显的，其直 流分量小： 2 人体手指对红光和红外光的吸光度不同，红光的脉动起伏要比红外光的 小，即代表红光的那路光强信号的交流分量要小于代表红外光的那路光强信号的 1 6 第三章测量平台的系统设计 交流分量。 3 1 3 光电容积脉搏波的时域特性分析 一般来说，光电脉搏波在时域范围内有如下的特点【1 3 】： ( 1 ) 光电脉搏波因个体不同差异很大，一般脉动量变化范围可达到组织滞 留吸收量的0 5 4 0 ； ( 2 ) 在心脏快速射血期后一定时间内，由于心脏活动的机械特性，不会出 现下一次快速射血活动，一般心率低于2 0 0 次分钟时，该事件大于0 2 s ； ( 3 ) 光电脉搏波相邻两波在幅度、上升时间上一般不会发生突变。每个相 邻两波间幅度的最大变化率不超过4 0 ，上升支事件的最大变化率不超过3 0 ； ( 4 ) 在1 5 h z 以下脉搏波能量衰减基本达到4 0 分贝。在8 h z 以下能量衰减 达到3 5 分贝。其9 5 的能量主要集中在0 - 6 h z 之间，因此对光电脉搏波进行低 通滤波处理时，滤波器截止频率可选在1 0 h z 左右，这样可以在不改变脉搏波主 要成份的同时，尽量消除由于外界电磁场、电源引起的干扰，以及削弱由于血管 振动和身体运动引起的运动伪差干扰，从而便于脉搏波的正确检出和测量。 3 2 干扰的消除和抑制 脉搏血氧饱和度测量中的干扰主要来源于以下几个方面。 3 2 1 环境光、暗电流 血氧检测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。在调试光电前级转换电路时，我们发现当阳光直射光敏二极管时，会产生 很大的光敏电流，甚至会使光电转换前级饱和。当用白炽灯泡照射时，不仅有直 流光敏电流，还会同时产生工频光敏电流。 通常对环境光、暗电流的处理多采用光调制技术。光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 场干扰也有一定优越性。我们所设计系统的光调制是在脉冲电路的控制下，按照 一定时序分别发放两个发光二极管( 红光和近红外光) 的驱动脉冲序列信号，把脉 第三章测量平台的系统设计 搏波调制成脉冲调幅波。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 能恢复成模拟信号。 另外，我们在信号处理环节中加入了环境光、暗电流的消除环节，具体方法 参见4 2 3 节。 3 2 2 工频和其它电磁干扰 电磁干扰对于一个电路系统来说是不可避免的，其中影响最大的就是工频干 扰。在本课题中，由于光电容积脉搏波信号较弱，弱充盈时信号幅度只有其直流 分量0 5 ，在这种情况下极易受到电磁干扰的影响。因此消除电磁干扰对于生 理信号测量来说是非常关键的。在消除电磁干扰方面，主要可以采取两个措施， 一方面是将调制信号设为工频的整数倍，另一方面是采用了移动平均和数字低通 滤波器对信号进行预处理。 3 2 3 个体差异影响因子 1 低血流灌注 弱灌注问题一直是脉搏血氧测量需要解决的难点问题。在病人的脉动过于微 弱的情况下，脉搏血氧测量仪测得的有用信号，即交流分量十分微弱，信噪比过 低，血氧测量仪不能正确显示血氧饱和度值。这种现象称为弱灌注现象。脉搏血 氧饱和度的计算主要是根据其中的脉动分量，如果脉动信号与直流信号相比过 小，通常是小于1 ：1 0 0 0 的比例，尺值的计算结果就会变得不准确。这种情况可 以归因于系统的舍入误差和有限的分辨率。通常舍入误差可以通过在r 值的计算 过程中采用更高的精度来补偿；而分辨率可以通过使用光强更大的l e d 和更加 精确的模数转换器件来提高。当然这也意味着更高的成本。 2 运动伪差