基于MSP430F149的血氧饱和度检测仪

示!称为血氧饱和度# 无创血氧饱和度测量是利 用分光光度测定原理#由于血液中不同成分对同一种光线的吸 收率各不相同!通过测量穿过血液的不同光线的衰减程度换算 出血液中不同成分的含量# 无创脉搏血氧测量是以朗伯*比尔定律和光散射理论为基 础# 当波长为 ! 的入射光射入厚度为 " 的均匀组织时!入射光 D5与透射光 D 的关系为" D D5 bO *1B" 式中!B 为吸光物质的吸光系数!若定义吸光度 E 为" EbR; D5D b1B" 假设 1/(B/分别表示动脉血液中 7W^1的吸光系数和浓度!11( B1分别表示动脉血液中 7W 的吸光系数和浓度!F 表示动脉血 收稿日期"155$*51*/1 基金项目"广东省科技重点项目)社区无线医疗监护系统的研究 开发* 作者简介"张宁&/)cd*’!男!硕士研究生!研究方向为微弱生命信号检 测# 通讯作者"邓亲恺!教授# ?*CB:R"DEe55/fQ:CCL-IJC # &(’ !"#* * 液的光路长度!则由"!#式可得动脉血液的吸光度为$ !"#$ " " % & "’%#!$! (#)$) &% 假设均匀组织的吸光度不变!当动脉血脉动时!透射光路 % 将 会有一个!% 的改变!此时透射光强 " 将有一个!" 的改变!则 吸光度 & 的改变!& 为$ !&’#$ "(!" " % & "*%#!$! (#)$) &!% 脉搏血氧测定法中! 血氧饱和度定义为氧合血红蛋白 %+,-)&浓度与总的血红蛋白浓度的百分含量’ 由此可得动脉血液的血氧饱和度为$ )*)" $! $!+$) " (!& "#!(#) &"$! ($) &!% * #)#!(#) 为了消除".&式中"$! ($) &和!% 这两个参数!在实际测量中采 用另外一路波长为 !% 的单色光对手指组织同时照射! 可得到 与".&式相似的"/&式’ )*)" $! $!+$) " (!&% "#%!(#%) &"$! ($) &!% * #%)#%!(#%) 联立".&("/&式可求得动脉血液中的血氧饱和度$ )*)" #)"(#%) "#!(#) &"*"#%)(#%! & 其中 ""!&%!& 由于在红光谱区"0&& 1234&& 12&!氧合血红蛋白和还原 血红蛋白的吸收差别很大! 而在红外光谱区 "5&& 123!&&& 12&!则其吸收差别较小!在 5/& 12 左右为等吸收点’ 如图 !$ 由图可知当波长为 5&/! 时!"0&式可以简化为 )*)" (#)" #6)(#6! 7 #6)#6)(#6! "&"+, 当动脉血管搏动时所引起的动脉血对 ! 和 !6 两束光吸收度的 变化量可由"8&式求得代入"4&式!得到$ )*)"& #$"!*!"629:"629: & #$"!*!"29:"29: & 7,"& !"629: "629: !"29: "29: 7, 只要测定两路透射光最大光强 "29:和 "29:6 以及由于脉搏搏动而 引起得透射光强最大变化量 #"29:和 #"29:6! 代入上式即可计算 得到动脉血液的血氧饱和度’ 在测量脉搏血氧饱和度时!假设血红蛋白仅以氧合血红蛋 白和还原血红蛋白两种形式存在!将脉动血管床安放在发光和 光探测器之间"如手指(耳朵(脚趾或者脉动血管丰富的柔软部 位&!光吸收将不仅随着氧饱和度变化!而且随着动脉搏动的变 化而变化!而动脉搏动将引起血管中氧合血红蛋白和还原血红 蛋白含量发生变化!因此!通过测量光吸收变化量便可计算出 两种血红蛋白含量的百分比’ 在本文中选用 00& 12 红光和 ;.& 12 红外光!测出其透过 手指后的光强!然后根据"4&式计算出血氧饱和度’ ! 无创血氧饱和度测量的电路原理 无创血氧饱和度测量的电路原理如图 ) 所示$ !"# $%&’() 微处理器 设计的脉搏血氧饱和度检测仪采用的是 <= 公司 生产的 >?@.8&A!.; 单片机’ 该单片机是美国 <= 公司 最新推出的 >?@.8& 系列超低功耗混合信号 !0 位单 片机的一种’ 它采用 B=?C 精简指令集!!)/ 1D 指令周 期!片内含有硬件乘法器!大大节省了运算时间’ 该芯 片采用低功耗设计!!E5 F38E0 F 的供电电压! 在 )E) F 电压 8) G+H 晶振系统中工作电流 4 $I!在 )E) F 电压 ! >+H 晶振系统中工作电流 )/& $I’ 片内含有一个八 个外部通道的 !) 位高性能 I J K 转换器和一个自动扫 描功能的容量为 !0 个字节的可编程缓冲器(两个带有 捕获 J比较寄存器的 !0 位定时器 (0& GL 的 A#9DM B->!) GL 的 BI>(.5 个可复用 = J - 引脚和两个通用 同步 J异步串行通讯接口’该单片机功耗极低而且外围 模拟电路模块十分丰富!因此非常适合于设计微型化(低功耗 产品’ !"! 光调制 由于血氧饱和度检测以光电技术为基础’ 因此!周围环境 的杂散光(暗电流对检测仪的影响比较大’ 所以在检测仪系统 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&参数按照一定的规律变化’ 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 看!调制光在传输和探测过程中比非调制光具有高的探测能力 和较优良的品质’采用调制光携带信息可使光信号自身具有与 ")& 中国医学物理学杂志 第 )! 卷 第 8 期 )&&.年 /月 探 头 前置 放大 电路 隔直 放大电路 积分电路 求和 串口通信 增益控制 低压检测 多 路 开 关 模 数 转 换 NOK驱动 <= >?@ .8&A!.; 单片机 显示 "5& "8& ".& "/& "0& 图 * 还原血红蛋白和氧合血红蛋白在红光和红外光谱区的吸收系数 +,-.* /01 23456275,89 781::,7,195 8: ;21<8-=83,9 29> ?@A021<8-=83,9 ,9 61> =,-05 4B1756C< 29> ,9:6261> =,-05 4B1756C< "4& 图 ! 测量电路原理框图 +,-.! /01 4701<25,7 >,2-62< 8: 501 <124C61 7,67C,5 !""* * 中国医学物理学杂志 第 !" 卷 第 # 期 !$$%年 & 月 !"#$% &’( )*+* +,*-./0, 12)340 2- +’0 5*.". 2/ 67&879 背景辐射不同的特征!有利于和背景辐射区分开" 除了抑制背 景光干扰外!调制对抑制系统中各环节的固有噪声和外部电磁 场干扰也有一定作用" 此外采用脉冲驱动方式驱动发光管!可 以使发光二极管处于瞬时发光状态!从而大大提高发光管的瞬 时发光强度!同时降低功耗" 时序电路的频率选定为工频的整 数倍#本检测仪为 "$$ 赫兹$以降低电源干扰!驱动脉冲宽度 &$$ 微秒!占空比 "%%$& 设计的脉搏血氧仪的光调制是在单片机控制下!按照一定 的时序分别发放两个发光二极管的驱动脉冲序列信号!依照一 定的频率产生红光’暗光和红外光三种状态!从而将光电容积 脉搏波信号调制成可接收和处理的电脉冲调幅波" :$; 可控增益放大器 红光’红外光透过手指后的光强信号有两个特点% ("$两路光强信号分别由两部分组成%直流分量和交流分 量&其中直流分量较强!交流分量较弱!而正是交流分量反映了 人手指的搏动情况& 另外交流分量小的直流分量大!而交流分 量大的直流分量小) (!$人体手指对红光和红外光的吸光度不同!红光的交流 分量要比红外光的小& 如果简单的对两路信号进行放大!则可能出现整个信号已 经饱和!而交流分量仍未得到充分放大)对于交流分量小的信 号!更加容易饱和& 因此在电路中必须对红光和红外光的放大 倍数进行动态地调整!以适应红光和红外光大小不同的交流分 量& 在电路中!将前置放大器输出分为两路%一路经过隔直后 送到一个可控增益放大器中& 该放大器是一个斩波式放大器! 其原理图如图 #& 其中 !("$表示被控信号!#("$表示斩波信号!!("$表示调制 信号! !’("$是还原信号!$$是最后经放大后的输出信号& 该斩 波放大器的原理是%单片机控制 ()* 信号 %("$占空比 &!将其 作用于多路开关!从而将信号 !("$调制成信号 !("$!然后经过 低通滤波器解调成信号 !’("$!最后经过固定增益放大器输出信 号 $$& 其中% !’("$+’!!("$ $$+(!!’("$+(!’!!("$ 这里 ’ 为调制解调系数!( 为电压放大系数& 这样 $$将随着 ’ 变化!而 ’ 随着占空比 & 变化而变化!这 样就可以通过对占空比 & 的连续调节实现对信号幅度的连续 控制& 前置放大器的另外一路输出直接经多路开关送到模数转 换器中进行采样!根据其值的大小!控制单片机的 ()* 输出! 调节红光和红外光信号的幅度!从而得到基线平稳的光强信号 而不会影响信号的交流分量& :$% 可控积分放大器 由于人体手指组织对红光和红外光的吸光度不同!从自动 基线调节模块输出的红外光脉动比红光脉动起伏大的多!为了 能够在同一个通道中对这两路信号进行较均衡的放大!这里采 用了积分放大器!其输入与输出之间的关系可用积分公式来表 达% )$+ "*+ ! $ ",-,"+ !*. -. 信号 /("$ 开关 !("$ 低通滤波!’("$ 固定增益放大器 $$ ()* 信号%("$ */( %#$0"%1 (""$ 图 ; 可控增益放大器原理框图 <"#$; &’( .=’(1*+"= )"*>,*1 2? +’( >*"- =2-+,244*54( *1@4"?"(, (1$ ("$$ 图 % 基于67&879 的数据传输模块(图示为红光脉搏波$ !"#2 3 中国医学物理学杂志 第 !" 卷 第 # 期 !$$%年 & 月 积分时间 ! 决定了放大器增益! 它由单片机通过模拟开关控 制!由于两路测量信号分时送入积分器进行积分放大!因此!只 要适当选取积分时间!就可以使它们得到均衡放大" 积分器输出测量信号的平均值虽然很大!但是由于脉搏产 生的脉动分量仍然很小! 如果在后级电路电路进行直接放大! 将使达到饱和而截止" 因此!需要向放大器送入一个基准截止 电压!将信号截取一段后进行放大!才能对信号顶端脉动部分 进行充分放大" 基准电压采用 ’()%#$*"%+ 单片机采样保持模 块的参考电压!幅度为 ",& -" ’()%#$*"%+ 单片机的模数转换 模块为 "! 位!可以充分确保采样精度" !"# 串口通讯 单片机采样得到的信号可以通过串口传送到计算机中对 样机阶段的算法研究极为有利"’()%#$*"%+ 单片机带有两个 通用的串行通信模块!用户对其使用是通过在硬件原理的理解 下!在一系列寄存器设置之后!由硬件自动实现数据的移入和 移出!完成串口通信的功能!同时该模块还能实现两种通信协 议!即 ./01 异步通信和 ()2 同步通信协议" 上位机采用 ’/13/4 软件编写串口数据接受程序! 利用 ’/13/4 主要是 因为该软件具有强大的数据处理功能!可以对信号进行复杂的 数据"图 % 即为用 ’/13/4 编写的数据采集模块界面"在 该模块中!用户可以设置串口的各个参数!导入数据后!可以进 一步进行傅立叶分析和小波分析等" $ 软件设计和数据处理 $"% 光电容积脉搏波信号特征 由于血氧饱和度的检测主要依靠提取光电容积脉搏波的 各信号特征!同时消除干扰!降低噪声"而光电容积脉搏波具有 以下特点# $"%光电容积脉搏波因个体不同差异较大!因此其动态范 围很大& ’!%光电容积脉搏波相邻两波在幅度(上升支时间上一般 不会产生突变! 每相邻两波间幅度的最大变化率不超过 %$5! 上升支时间的最大变化率不超过 #$5& $#%光电容积脉搏波的主要能量集中在 $67 89!因此在对 光电容积脉搏波进行低通滤波时!滤波器截止频率可选择在 + 89 左右! 这样可以尽量消除由于外界电磁场( 电源引起的干 扰!削弱由于血管振动和身体运动引起的伪差干扰从而便于脉 搏波的准确检出和测量) $"! 信号平滑处理 而在实际测量中! 主要的干扰噪声是工频干扰和运动伪 影!因此首先对采集到的数据进行平滑处理!这里采用的是 : 点移动平滑! 即在存储区中开辟一个区域作为队列存储数据* 队列长度固定!每进行一次新的测量!就把测量结果放入队尾! 而把原来队首的数据扔掉! 然后对队列中的数据进行算术平 均* 这种处理方法能够得到比较稳定的结果!但是不能剔除干 扰!不能对氧饱和度的急骤变化作出积极响应*队列长度越长! 显示结果越稳定* $"$ 光电容积脉搏波的特征检出 $"$"% 基于差分的特征检出方法 经过平滑处理之后需要进行光电容积脉搏波的特征检出! 检出中需要提取光电容积脉搏波的幅度+ 峰值和周期等信息" 在检出中采用阈值判别法对运动伪差进行判别" 在特征检出 中!这里采用对波的幅度(上升支时间设置变化范围来识别干 扰波!若波形幅度(上升支时间在变化范围以内!则认为是正常 波!否则则认为是干扰波!予以剔除" 在实际测量中!计算初始幅度和上升支时间采用自学习的 方法" 由于光电容积脉搏波的基线波动主要表现不同测量之 间!而在每次测量中!基线是相对平稳的" 因此!在测量中先采 集一段时间的脉搏波数据!在数据采集中利用滑动 & 点差分法 计算各点的差分值" 在数据采集完后!算出最大差分平均值和 幅度平均值并设定差分阈值范围和幅度变化范围" 自学习过程结束后!对信号进行连续检出根据所设定的变 化范围和阈值提取脉搏波特征点!计算血氧饱和度!同时采用 移动平均的方法对最大差分(幅度和上升沿时间进行更新" 具体算法如下# ’"%采集一段时间的脉搏波数据& ’!%利用滑动 & 点差分法计算各点的差分值& ’#%采用移动平均方法算出其最大差分值平均值并设定差 分阈值范围& ’%%采用移动平均方法算出波形幅度平均值并设定幅度变 化范围& ’&%根据差分阈值范围判断脉搏波的上升沿& ’7%搜索拐点!并计算上升沿时间& ’;%采用移动平均方法算出上升沿时间平均值并设定上升 沿时间变化范围& ’:%根据波形幅度范围剔除干扰波& ’+%根据得到的波形幅度计算血氧饱和度" $"$"! 基于小波变换的特征检出方法 小波变换思想源于傅里叶变换!都是将被分析信号同一族 参考函数进行相关度运算" 从一定意义上讲!小波系数反映了 被分析信号与参考函数的相似程度!被分析信号与参考函数越 相似!小波变换系数越大" 长期以来! 傅里叶变换是研究函数奇异性的主要工具!其 方法是研究函数在傅里叶变换域的衰减速度!以推断此函数是 否具有奇异性及奇异性大小" 但是!由于傅里叶变换缺乏空间 局部特性!它只能确定一个函数奇异性的整体性质!难以确定 奇异点在空间的位置及分布情况!而小波函数同时具有良好的 时域和频域局部特性!因此!利用小波变换来分析信号的奇异 性’即信号奇异点在空间的位置和奇异度的大小%是比较有效 的" 用于信号奇异性检测的小波定义不是通常所用的内积形 式# !"# ’"!!%,#’$%!#"!! ’$%-< " "! "#’$%#=’ $>!" %?$ 而是卷积形式# !""#’$%<#=#"’$%< "" "#’!%#’ $>!" %?! #"’$%< "" # ’ $ " % ’"!% ’"#% ’"%% ’下转第 ";" 页% !"#> > !"# $%&’ ()*+,,-./ 01)2+-%./345 267+4+843.9 .: 8.;.9&;’ .88-<=3.9= <=39> $? ,.@+-39> .: @3&=4.-38 A+&;4 =.<9@=B0C6DEEE F;&9= G3.,+@ E9>6)HIIH)"JK"LL6 !MC $%&’ () *+,,-./ 01) 2+-%./345 26 $NN-38&43.9 .: 4A+ $?($ ,+4A.@ 4. &8.<=438 @+4+843.9 .: 8.;.9&;’ &;4+;’ @3=+&=+O0C6(+@ G3.- E9> P.,N<4!HIIHQRIK"LS6 OS# $%&’ T() $%&’ () 2+-%./345 26U.939V&=3V+ &8.<=438&- @+4+843.9 .: 8.;.9&;’ &;4+;’ @3=+&=+K& 8.,N&;&43V+ =4<@’ .: =3>9&- N;.8+==39> ,+4A.@=!0C6DEEE F;&9= G3.,+@ E9>6)HII")MWXLYKSJH6 OLC Z.->+; [Q FA.,&= *6U.9-39+&; 43,+ =+;3+= &9&-’=3= O(C6P&,\;3@>+Q E9>-&9@6P&,\;3@>+ ]93V+;=34’ ^;+==QHIIJQH6 BJ# FA.,&= *6 D94+;@3=83N-39&;’ &NN-38&43.9 .: 9.9-39+&; 43,+ =+;3+= ,+4A.@=B0#6^A’=38= ?+N.;4=QHIIIQ"W_‘H6 O_C ?+,. GQ$94.93. ^6P.,N-+a34’"Z3+;&;8A38&- *4;<84<;+= &9@ =8&-39> 39 NA’=38= O(C6P&,\;3@>+QE9>-&9@6P&,\;3@>+ ]93V+;=34’ ^;+==Q HIIJ6H6 OIC 1+,N+- $Q b3V 06 c9 4A+ 8.,N-+a34’ .: :3934+ =+d<+98+=O0C6DEEE F;&9= D9:.;, FA+.;’QHIJLQDFeRR‘JS6 OHWC [&=N&; fQ*8A<=4+; Zg6E&=3-’ 8&-8<-&\-+ ,+&=<;+ :.; 4A+ 8.,N-+ah 34’ .: =N&43.4+,N.;&- N&44+;9=O0#6^A’= ?+V $6QHI_JQ"L‘_MR6 OHH# b+\;./=%3 00Q ^.N!&/=%& 2QG&;&9./=%3 ?6*’,\.-38 @’9&,38= &9@ 8.,N-+a34’ 39 & NA’=3.-.>38&- 43,+ =+;3+= O0#6PA&.=Q*.-34.9= &9@ f;&84&-=QRWWWQHH‘HWLH6 #上接第 HJM 页$ 从某种意义上讲! 卷积运算就是求两个函数相似度的运算!这 种意义上的小波变换 !""##$$可以看成是信号 ##$$通过冲激 响应为 #"#$$的系统后的输出% 一般取 "iR%!%!&!而 $ 取连续 变化的值!则上述小波变换被称为卷积型二进小波变换% 小波变换的奇异点检测原理建立在下述两个基本概念的 基础上% 设 $&$$是某一实函数!只要满足 j kj " $&$$@$iH -3, $ #j $&$$iW 则称 $&$$为光滑函数% 光滑函数的能量通常集中在低频段!因 此!$ &$$ 可以看成是一个起平滑作用的低通滤波器的冲击响 应% 在一般情况下Q$&$$取为高斯函数或三次样条函数!信号 ’ &$$被 $&$$平滑后得 (&$$!再对 (&$$求导得 &&$$’等效于直接 用 @$ l @$ 对 ’&$$进行处理!即信号经平滑后再求导!等效于直 接用平滑函数的导数对该信号进行处理%这一等效性利用拉氏 变换很容易证明% 小波变换的极值对应于原波形被样条函数平滑后的拐点! 也就是模拟信号波形急剧变化之处%小波变换在较小尺度上的 一个模极大值!对应于信号的一个拐点!上升信号的拐点与小 波变换的正极大值相对应!下降信号的转折点与小波变换的负 极大值对应% 信号的极值点!即由上升变为下降或由下降变为 上升的奇异点对应于小波变换的一个过零点!且该过零点必处 于一对正极大值k负极小值之间! 在较小尺度上模极大值对应 的零交叉点的位置就是信号极值点的位置%本文正是利用小波 变换这种性质来提取光电脉搏容积波信号特征点% ! 结束语 本文中的脉搏式血氧饱和度检测系统体积小!功耗低% 在 实际检测中!笔者设计的可控增益放大器可以较好地抑制由于 个人生理差异而产生的信号基线漂移现象%软件部分采用的自 学习方法和小波分析的方法均可以较好地提取光电脉搏容积 波的特征点!另外小波变换方法在去除基线漂移方面也收到了 较好的效果% 参考文献( OH# 陈亚明Q谭小丹Q邓亲恺6监护用脉搏式血氧饱和度测试方法的研究 O0#6中国医疗器械杂志QHIIIQR"X"Y6 OR# 谭小丹Q陈亚明Q邓亲恺6脉搏式血氧饱和度仪的软件系统的研制O0#6 中国医学物理学杂志QRWWWQHJXMY6 O"# 张虹Q孙卫新Q金捷6脉搏血氧仪中光电容积脉搏波的软件检出方法 O0#6第四军医大学学报QRWWHQRRXHY6 OM# 孙卫新Q金捷Q等6脉搏血氧仪的研制和定标方法探讨O0#6西安医科大 学学报QHIISQHLXRY6 OS# 郑建宾Q朱丹Q任潮6 斩波式可控增益放大器原理及分析O0#6武汉汽 车工业大学学报QHIIJQHIXLY6 OL# 吴效明Q韩超6 颈动脉波特征提取的小波变换分析方法O0#6医用生物 力学QHIILQHHXRY6 OJ# 杨福生Q吕扬生主编6生物医学信号的处理和识别O(#6天津科技翻译 出版公司QHIIJQ_"e_I6 O_# 飞思科技产品研发中心编著6($F1$GL6S 辅助小波分析与应用O(#6 电子工业出饭社QRWW"6 OI# 邓亲恺主编6现代医学仪器设计原理O(#6科学出版社QRWWM6 #HS$ 中国医学物理学杂志 第 RH 卷 第 " 期 RWWM年 S 月 化 O"#!作出心功能曲线!使学生加深对 *4&;-39> 定律的认识’通过 改变阻力管的口径控制后负荷的大小!观察后负荷对心功能的 影响!使学生加深对 ^.3=+<3--3定律的理解% 计滴循环装置用于)蛙心灌流*+,心输出量的影响因素-和 ,尿生成的影响因素-等生理实验!方法直观!易于学生理解!操 作简便!实验成功率高% 用点滴换能器将点滴信号转换成脉冲 信号!通过微机进行显示+处理!实验结果准确可靠+客观性强% 本装置已获国家专利!专利号(b1WRRS"HS_6W% 参考文献" OH# 王福伟Q张丽华6记滴装置在生理实验中的应用O0#6河北医科大学学 报QRWWRQR"XSY‘"WRe"W"6 OR# 王庆山Q范振中Q季淑梅6心输出量的影响因素X视听教材YO(#6北京6人 民卫生出版社QRWWH6 O"# 王庆山Q范振中Q季淑梅Q刘继红6,心输出量影响因素-生理实验的改 进O0#6生理通迅QRWW"QRR&增刊 H$‘SR6 &上接第 HL_ 页$ !"!k k