·基础研究·
数字式脉搏血氧饱和度检测系统的研制
张 虹,金 捷,孙卫新
摘 要:目的 研制脉搏血氧饱和度检测模块,可实时地对动脉血氧饱和度及心率进行连续无创地监测。
改
变传统的以模拟技术为主要手段的处理方法,主要利用数字信号处理技术来完成一系列工作,使系统结构数字化。
结果 经实验测试证明脉搏血氧饱和度检测模块结构简单,性能稳定,抗干扰性好,具有较高的准确性和重复性等特
点。结论 该设计
可行,它为脉搏血氧仪系统的数字化设计提供了一条新思路。
关键词:血氧饱和度;数字信号处理;光电容积脉搏波;运动伪差
中图分类号:!""#;$%&’’(’ 文献标识码:) 文章编号:’**+ , -*+*(.**.)*& , *’./ , *"
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B 引言
脉搏血氧仪具有连续、无创、快速、准确监测人
体动脉血氧饱和度和心率的功能,现已在临床上发
挥重要作用〔’〕。但作为一种发展中的技术,其在测
量的精度、重复性、稳定性、抗干扰能力等方面还存
在许多需要进一步探讨和完善的地方〔.,&〕。目前的
脉搏血氧饱和度检测系统多是通过模拟技术来完成
的如增益调节、双光束分离、交直流分离、滤波放大、
脉搏波特征检出等一系列工作〔" T #〕。为了简化系统
设计,改善系统性能,我们以数字化为指导思想,研
制了数字式脉搏血氧饱和度检测系统。
C 脉搏血氧饱和度测量基本原理〔D,E〕
血氧饱和度是指在全部血容量中, 被结合氧容
作者单位:西安交通大学医学院生物医学工程系,陕西 西安
-’**#’
收稿日期:.**. , *’ , ’";修回日期:.**. , *& , ’&
基金资助项目:陕西省科委自然科学基金资助,编号:++;U""
作者简介:张虹,硕士,讲师,主要从事脉搏血氧饱和度检测技术
及生物医学信号处理方面的研究工作。
量占全部可结合氧容量的百分比。临床上多用功能
氧饱和度来反映血液中氧含量的变化,即:
;V. W
1PV.
1PV. X 1P
Y ’**!
式中:1P为还原血红蛋白,1PV.为氧合血红蛋白。
脉搏血氧仪的测量是将血氧浓度的光电检测技
术与容积脉搏描记技术结合在一起来实现无创伤连
续血氧浓度监测的。透射式脉搏血氧仪多以手指、
耳垂等作为检测部位。当光透过手指时,由皮肤、肌
肉、骨骼、静脉血和心舒期动脉血产生的吸光度 < 是
恒定的。由心脏搏动,动脉血充盈引起血管容积变
化从而形成脉动量产生的吸光度是与此相应变化的
吸光度!<。当用两种特定波长的恒定光!’、!. 照
射手指时,运用 ZCJP:KF , [::K定律并根据吸光度变
化的比(!<’ \!<.)及功能氧饱和度的定义,可推导出
动脉血氧饱和度:
;CV. W
"’ ,".
!<’
!<.
("’ ,#’)X(#. ,".)
!<’
!<.
式中:#’、"’ 是对应于!’ 波长的 1PV.、1P的吸光系
—/.’—生物医学工程与临床 .**.年 +月 第 #卷 第 &期 [U] ^ _A95 U:?,;:BF:JP:K .**.,‘4A N#,24N&
万方数据
数;!!!是对应于!! 的吸光度变化量;""、#" 是对应
于!"波长的 #$%"、#$的吸光系数;!!"是对应于!"
的吸光度变化量。
对一定波长的光和一定的透射物而言,吸光系
数是个确定的量,即"!、""、#!、#"是个常量。适当选
择入射光波长(#$%"、#$在此处具有等吸收特性)可
使得上式中的 &’%" 和!!! (!!" 之间呈近似线性关
系,
示为:
&’%" ) " * #
!!!
!!"
) " * #$
式中:$ 为两种波长(#$%"、#$)的吸光度变化之比;
"、# 为仪器常数,与传感器结构、测量条件有关。但
在实际测量中,由于生物组织是一个强散射、弱吸
收、各向异性的复杂光学介质,因此无法用一个严格
的公式来描述,所以一般是通过测量双光束吸光度
变化之比,然后通过经验定标曲线最终获取氧饱和
度。我们研制的数字式脉搏血氧饱和度检测系统就
是据此原理所设计。
! 实验方法
!"# 系统结构设计
根据数字化的设计思想,我们首先研制了系统
硬件电路,结构如图 !所示。
光敏管
发光管
模数转换
单片机
!
双脉冲驱动
直流增益调节
""
# #
图 ! 数字式脉搏血氧饱和度检测系统框图
光源采用两种不同波长的发光二极管,发光管
的峰值分别为!! ) ++, -.(红光),!" ) /0, -.(红外
光)。单片机按照采样频率为 !,, #1的控制时序通
过双脉冲驱动电路依次点亮红光和红外光发光二极
管。由光敏管检测到的信号经直流增益调节后直接
送 2 ( 3采样,然后进入单片机处理。双光束分离、滤
波、脉搏波检出、运动伪差剔除、氧饱和度计算等任
务均通过微处理器由软件程序完成。从而使系统结
构大大简化,减少了许多不稳定和不可靠因素。由
于脉搏波动态范围大,一般脉动量是直流分量的
, 45! 6 0,!。而此时的双脉冲是脉动量叠加直流
量,因此要分辨出如此大范围变化的脉动信号,必须
采用高分辨率 2 ( 3。由于 2 ( 3转换器不可能用到满
度,为避免饱和及基线漂移,应留有余量。假如氧饱
和度的精度为 !!,对比值( !%789 ( &%789)(( !% :7 (
&% :7),若考虑极限情况,即假设 &%789、!% :7、&% :7不
变,则需要 !,,个数才能达到精度。设直流为 ; 45 <,
则对 , 45!的脉动量,脉动部分仅为 != 4 5 .<。对 !0
位 2 ( 3,参考电压为 5 <,其分辨率约 , 4; .<,只有 +,
个数。对 !+位 2 ( 3,分辨率约 , 4 ,= .<,则有 "5,个
数。因此,我们选择 !+位 2 ( 3转换器进行采样。
!"$ 系统软件设计
软件主要包括主程序和定时中断服务程序两部
分。主程序主要完成增益调节、探头脱落检测、脉搏
波检出、脉率和血氧饱和度计算、数据发送等任务。
图见图 "。>,定时中断服务程序主要完成定时、
脉冲发放、采样、滤波、差分计算等任务。流程图见
图 ;。
;?"?! 主程序
(!)探头脱落检测的方法是:给 3 ( 2送初始值 &
后,检测红外光脉冲采样值高 @ 位,若该值达到满
度,即为 AA#,则说明有可能是探头脱落所致,也有
可能是增益过高而被测部位组织太薄造成脉冲幅度
饱和;于是,增大 & 值,检测红外光脉冲高 @ 位是否
仍为饱和;若探头未脱落,则只要当 & 小于某一阈
值,脉冲幅度必然会脱离饱和状态;若探头脱落,即
使 & 大于阈值,脉冲仍会处于饱和;为确定 & 的阈
值大小,我们在探头中夹一张纸,能使其脱离饱和的
最小 & 值,作为探头脱落检测的阈值。
(")考虑到实时性的要求,对运动伪差干扰的处
理我们采用阈值判别法。通过对容积脉搏波信号的
特征
,我们发现脉搏波相邻两波间的幅度、上升
支时间一般不会发生突变,经测试相邻两波幅度最
大变化率一般不超过 0,!,收缩期最大变化率不超
过 ;,!。于是,我们设置光电容积脉搏波。
幅度变化范围为:,?+ B前 ;个波幅度均值,!?0
B前 ;个波幅度均值。
上升支时间变化范围为:,?= B前 ;个波的上升
支时间均值,!?; B前 ;个波的上升支时间均值。
若检出的脉搏波幅度、上升支时间在变化范围
以内,则认为是正常信号,予以保留。否则认为是干
扰信号,予以剔除。
(;)容积脉搏波检出采用 5点差分来识别脉搏波
上升支。检出方法是:首先进行自学。以心率 ;,次 (
.:-计算,要学习到一个完整的脉搏波大约需要 " C。
因此,我们采集 = 4 5 C脉搏波,共 =5,个点。分 ;段,
每段 "5,个点,这样可保证每段中至少有一个脉搏
波。求出这 ; 段的幅度平均值和差分最大值平均
值,设定幅度范围和差分阈值。 然后根据阈值判断
—+"!— 生物医学工程与临床 ",,"年 /月 第 +卷 第 ;期 DEF G HI:- E89,&8JK8.$87 ",,",
+ 4的速率通过单片机串
行口向外发送,由显示器显示。
-?)?) 定时中断服务程序
(/)定时器 $% 设置为定时中断方式。每 /% @4
中断一次。
())为进一步消除电路噪声、环境光等的影响,
用红光和红外光脉冲采样值分别减去暗光采样值。
(-)* + ,采样得到的红外光和红光信号分别进
行滤波处理。考虑到实时性的要求,我们设计了简
单整系数低通滤波器,传递函数为:&(’). ((’)A
)((’ A 2)B ((’ A /))B )&(’ A /)A &(’ A ))。它
能较好地滤除噪声,获得光滑的容积脉搏波,同时对
工频干扰也有良好的抑制作用。
(5)红外光 ;点差分是为了主程序中脉搏波检出
之用。
—<)/—生物医学工程与临床 )%%)年 C月 第 2卷 第 -期 DEF G !H9I E78,J7K>7@=76 )%%),LMH 32,(M3-
万方数据
! 结论
为了验证所研制的数字式脉搏血氧饱和度检测
系统的性能,我们将其与国际知名的 !"# 脉搏血氧
检测系统进行了对比测试,图 $给出了本样机与 !"#
测试的线性拟合曲线。决定系数为 % & ’’(’,接近于
(,说明两者测试结果基本相同。另外,我们还用进
口的血氧仿真器 !#) * +,-对本系统进行了校验,氧
饱和度在 ./! 0 ’’!时,测量误差不大于 1 (!,具
有较高的准确性和重复性。该系统的研制为脉搏血
氧仪的系统设计提供了一条新思路。
图 $ 本样机与 !"#对比测试结果
参考文献:
〔(〕周荷琴,冯焕清,杜克强 2 基于 ),3掌上型脉搏血氧仪的
研制〔4〕&中国医疗器械杂志,(’’.,5((5):6. * .%
〔5〕789:;<;: =>,-9;8? @4& +A; BCDE8: