脉搏血氧仪

脉搏血氧仪 腕 式 脉 搏 血 氧 仪 【摘要】血氧饱和度监测反应组织灌注情况，能够帮助了解病人血液携带氧 的能力，在各种医护场合得到广泛应用。传统的硬件测量方式不但电路复杂， 而且不能实现信号的实时、连续、准确的测量。本作品采用TI公司的低功耗控 制器MSP430FG4618, 先利用红光和近红外光两种波长的半导体光源，对人体手 指末端做透射吸收测量，得到两路变化的光电流信号，再通过MSP430FG4618芯 片内部集成的互阻放大器、12位ADC及数字滤波等处理后得到其脉搏波信号， 根据血液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白对这两种波长光能量的吸收差异，通过 MCU内部计算处理得到血氧饱和度和脉率，并在小型液晶显示屏显示出来。此腕 式脉搏血氧仪可以戴在手腕上，实现了小型化、测量准确，给患者带来方便，同 时使人们更加有效的了解自己的身体状况，本作品具有可方便携带、功耗低及成 本低等优势。 【关键词】血氧饱和度 脉率 MSP430FG4618 便携式 无创 目录 一、作品概述..................................................... 4 1.1 引言 .......................................................... 4 1.2 我国脉搏血氧仪的发展现状与改进方向 ............................ 4 1.3 腕式脉搏血氧仪的基本思路 ...................................... 5 1.4 腕式脉搏血氧仪的创新性和科学先进性 ............................ 5 2 1.4.1 腕式脉搏血氧仪的创新性 ...................................... 5 1.4.2 腕式脉搏血氧仪的科学先进性 .................................. 6 1.5 腕式脉搏血氧仪的技术关键和市场前景 ............................ 6 二、 脉搏和血氧饱和度测量原理 .................................... 7 三、基于MSP430FG4618的脉搏血氧仪电路的实现 ....................... 8 3.1 系统总框图 .................................................... 8 3.2 具体电路设计 .................................................. 9 3.2.1 探头驱动电路 .............................................. 9 3.2.2 光电流放大和去直流电路 ................................... 10 3.2.3 直流跟踪滤波器 ........................................... 11 MSP430FG4618的功能及控制电路分析 ............................ 12 3.3 3.4 脉搏波信号 ................................................... 13 四、腕式脉搏血氧测量仪的软件设计 ................................ 14 五、测量数据及分析 .............................................. 15 结论 ........................................................... 16 参考文献 ....................................................... 16 3 一、作品概述 1.1 引言 随着越来越多的人开始认识到亚健康问的严重性和生活水平的提高，家用型便携式医疗电子产品市场正经历高速增长，如便携式血压计。下一波增长热点将是血糖仪和血氧仪，特别是便携式脉搏血氧仪，目前虽还未得到普及，但是最 。 有增长潜力，未来市场增速有望超过40% 脉搏血氧饱和度测量仪实现了对脉搏血氧饱和度的测量，能够使人们随时随地的对自己身体进行检查其是对于关注老年人的身体状况更为重要，在有老龄化趋势的中国，脉搏血氧饱和度测量仪更是有它实际的意义和广大的市场价值，在科技高度发达的社会很有意义。 根据朗伯-比尔定律，利用氧合血红蛋白和还原血红蛋白独特的光谱吸收特性，无创地测量人体血氧饱和度的证明是完全可行的。目前，基于朗伯-比尔定律的近红外双波长法可实现血氧饱和度无创、连续、实时监测，具有很好的临床应用价值，成为研究的热点。但是该方法存在抗干扰能力弱、信噪比不高、受个体差异影响大等缺点，制约了血氧饱和度检测精度的提高。本作品解决了以上问题，具有微型化，方便携带与使用、低功耗等优势。 1.2 我国脉搏血氧仪的发展现状与改进方向 我国的脉搏血氧饱和度测量仪技术起步晚，技术还是不够成熟,目前市场上的脉搏血氧仪的主要不足是:在不同的测量环境下，测量精度的一致性不好，因此要不断弥补硬件和软件两个方面的不足，从而提高测量精度。传统的血氧检测方法是有创的，它是通过采集血样后用比色法或者血气分析仪来分析血液里的氧饱和度。尽管有创检测方法结果准确，但却给监测者带来痛苦，且不能连续监测，特别是对于危重患者或新生儿，经常取血是不现实的。 传统的脉搏血氧仪采用硬件电路实现，由于交流信号非常小，通常为直流成分的1%~2%，而此交流信号正是我们所需要的脉搏波信号，又由于人体脉搏波信号频率在0.5Hz~5Hz左右，要想获得此交流信号，传统的设计是通过分别设置带通和低通滤波器的截止频率从而分离得到交、直流信号，用此种硬件电路实现的 4 方法不仅电路复杂而且测量误差较大，同时也会产生额外的干扰;另外，不同年龄、不同健康程度的人其得到的脉搏波信号幅度不同，而且频率也会有一定的差异，单纯的使用传统放大、滤波电路不能实现连续、实时的测量，而MSP430FG4618芯片内部集成的运放可实现程控放大，其中采用的直流跟踪滤波的方法可实时采集混合信号中的直流成分，能够有效、准确地得到所需的脉搏波信号。 本作品采用无创检测技术，具有安全、可靠、连续、实时、快捷及无损伤等优点，低功耗、微型化，方便携带与使用。它利用数字信号处理技术和编程语言，完成对血氧饱和度准确测量。 1.3 腕式脉搏血氧仪的基本思路 本作品采用TI公司的低功耗控制器MSP430FG4618, 先利用红光和近红外光两种波长的半导体光源，对人体手指末端做透射吸收测量，得到两路变化的光电流信号，再通过MSP430FG4618芯片内部集成的互阻放大器、12位ADC及数字滤波等处理后得到其脉搏波信号，根据血液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白对这两种波长光能量的吸收差异，通过MCU内部计算处理得到血氧饱和度和脉率，并在小型液晶显示屏显示出来。 1.4 腕式脉搏血氧仪的创新性和科学先进性 1.4.1 腕式脉搏血氧仪的创新性 交流分量提取电路也叫直流削减电路，常规的直流提取电路是采用 RC 电 路高通滤除直流分量，提取交流分量，但是这样的电路存在设计和应用的缺陷; 一方面如果 RC 时间常数选的不够大，低频信号就会受到损失，对于血氧这类信噪比很低的信号来说，容易丢失有用信号，特别是在弱灌注的时候，更会影 响测量结果;另一方面，若将 RC 时间常数取的足够大，电容的体积势必很大， 又由于电容增大时存在比较严重的漏电流，漏电流是一种低频的干扰信号，必 将给测量的波形带来基线漂移等更为麻烦的干扰。所以我们在设计中并没有采 用硬件 RC 高通提取直流的办法，而是采用直流跟踪的方法，即将输入信号用软件的办法提取直流分量，然后将这个直流分量反馈到输入信号的减法器中，实 时用数字电位器和 DA 输出跟踪调节减法电路的基准电平。这样调节的好处是反 5 映快、调节参数在软件的可控范围内，实验证明这样的方法具有更好的效果。 腕式脉搏血氧仪实现了更加便捷、无创的检测血氧饱和度，不仅因为可以戴在手腕上给患者带来方便，同时使人们更加有效的了解自己的身体状况，不会因为来不及去医院做检查而耽误了病情。 1.4.2 腕式脉搏血氧仪的科学先进性 有创检测血氧饱和度的方法不仅费时、易对患者造成痛苦甚至感染，且不能提供连续、实时的血氧饱和度数据。目前，基于朗伯-比尔定律的近红外双波长法可实现血氧饱和度无创、连续、实时监测，具有很好的临床应用价值，成为研究的热点。但是该方法存在抗干扰能力弱、信噪比不高、受个体差异影响大等缺点，制约了血氧饱和度检测精度的提高。 本血氧饱和度测量系统基于MSP430FG4618系列芯片，设计优化了无创脉搏血氧仪的硬件及软件设计，使系统具有精度高、体积小、工作稳定、硬件结构简单等特点。 1.5 腕式脉搏血氧仪的技术关键和市场前景 该作品的技术关键在以下几个方面: , 如何处理其他噪声的干扰，如工频信号干扰、电池干扰等; , 如何进行数字滤波得到交、直流信号; , 怎么根据脉搏波信号，运用MSP430FG4618平台经过一系列的算法得出最 终的血氧饱和度和脉率; , 如何对采集到的微弱信号进行滤波放大，得到我们需要的脉搏波信号。 该腕式简易脉搏血氧仪相比其他仪器实现了对人体无创、实时监测，并具有具有功耗小、成本低等优势，适用于临床测量与研究，具有广阔的应用前景。无论是从很小的儿童还是到高龄的老人，都需要这样一种便捷、舒适、成本低的脉搏血氧检测系统，尤其对于患有相关疾病的患者更是需要。该作品功耗小、成本低、又很实用，是面向所有人的一种腕式仪器，具有相当好的经济效益。 6 二、 脉搏和血氧饱和度测量原理 血氧饱和度 (SaO) 是血液中被氧结合的氧合血红蛋白 (HbO) 的容量占全22 (Hb) 容量的百分比，即血液中血氧的浓度，它是呼吸循部被氧结合的血红蛋白 环的重要生理参数。SaO的理论计算公式如下: 2 HbO2SaO=100%2， (1) HbO+Hb2 对血氧饱和度的测量分有创和无创两种。有创测量是对血液抽样后进行血气分析，无创测量则是利用分光光度测定原理。即由于血液中不同成分对一种光线的吸收率各不相同，通过测量穿过血液中不同光线的衰减程度，可换算出血液中不同成分的含量。 要想测量血液中多种物质的含量，所使用的光线波长种类必须至少等于物质的种类数。由于血样饱和度主要由血液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白的含量决定，使用两种光线便可以测量血氧饱和度。 λλ、当用两种特定波长的恒定光照射手指时，根据吸光度变化的比 12 ΔA/ΔA以及功能氧饱和度的定义，可推导出: 12 ΔA1ββ12ΔA2 (2) SaO=2ΔA1(α+β)+(α+β)1122ΔA2 λαβ、ΔA式中:是对应于波长的HbO、Hb的吸光系数，是对应于的吸光度λ 211111 αβ、ΔA变化量。是对应于红光波长的HbO、Hb的吸光系数，是对应于吸λλ222222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(HbO、Hb在此出具有等吸收特ααββ21212 ΔA1性)可使得上式中的SaO和之间呈近似线性关系，表示为: 2ΔA2 ΔA1 (3) SaO=a+b=a+bQ2ΔA2 Qab、式中为两种波长光(HbO、Hb)的吸光度变化之比，为仪器常数，与传感2 器结构、测量条件有关，一般根据实验测量来确定。 为了提高检测灵敏度，一般应选用吸光系数差异较大的两个波长光。由血红 7 蛋白对红光和近红外光的吸收系数曲线图可知，在红光谱区(600-700nm)，HbO2和Hb的吸收差别很大，因而血液的吸收程度极大依赖于血样饱和度的大小。而在近红外光谱区(800-1000nm)，则其吸收差别较小。因此脉搏血氧饱和度测定所采用的双波长信号用红光和红外光，将含动脉血管的部分(如手指、脚趾、耳垂等)安置在两个发光管和一个光探测器之间，光探测器所接收的光的强度明显减弱，用滤波器滤波后的电流包括多种成分，是一个复合电信号，但可分为两类:一类是脉动成分(即交流信号AC)，它是由脉动的动脉血的光吸收引起的交变成分;另一类是稳定成分(即直流信号DC)，它反映各非脉动组织(例如表皮、肌肉、骨骼和静脉血等)引起光吸收的大小。能反映血氧饱和度变化的仅仅是两波长的交流信号幅度之比，而两波长的直流信号可用于对交流信号定标。则: IIRac/IIRdc (4) Q=IRac/IRdc 将式(4)代入式(3)即可求得最终血氧饱和度计算公式: IIRac/IIRdc (5) SaO=a+b2IRac/IRdc 式中，、代表近红外光信号的交流和直流成分，、代表红光IIRdcIRdcIIRacIRac 信号的交流和直流成分。 三、基于MSP430FG4618的脉搏血氧仪电路的实现 3.1 系统总框图 系统总框图如图1所示，此脉搏血氧测量仪由实时处理器MSP430FG4618、光源驱动器、光电传感器、数字放大及滤波、A/D转换、时序控制电路和液晶显示、接口电路等部分组成。由于采用人的手指作为测量的部位，所以选用指套式光电传感器。 8 图1 系统总框图 3.2 具体电路设计 此脉搏血氧饱和度测量仪以MSP430FG4618为核心，电路包括三部分:探头驱动电路、光电流放大和去直流电路、直流跟踪滤波器。探头驱动电路实现两路光线由对称的两组三极管构成，与直流跟踪滤波器的两个IO端口和两个DA端口相连，分别控制两路光线的交替开关和幅值。光电流放大和去直流电路由两级运放构成，一级运放将光电流信号放大为电压信号，这个电压信号包含交流分量和较大的直流分量(分别对应着测量部位的动脉血和其他成分)，因此需要二级运放去直流处理。直流跟踪滤波器接受两个运放的输出，作为反馈为探头驱动电路和去直流电路提供参考电压幅值。由于采用人的手指作为测量的部位，所以选用指套式光电传感器。 3.2.1 探头驱动电路 本无创脉搏血氧饱和度测量仪采用两路发光管交替发光采集脉搏波信号，有效的控制两路发光管交替发光，可以提高脉搏波检测的准确度。血氧探头的驱动电路如图2所示。 为保证发光二极管发出的光亮度恒定，在光源驱动电路中采用了恒流源的设 9 计方案。在进行脉搏波检测时，主板通过程序发出控制信号PC1、PC2。红光发光二极管驱动电路是由Q3、Q2、Q5、Q7以及它们所连接的器件构成。当信号PC1为高电平时，Q3、Q2导通，紧接着，Q5、Q7 导通，+5V通过 Q2 的集电极加到红光发光二极管的阳极，Q5 的集电极加到红光二级管的阴极，向红光二极管提供稳定的电流，使之发光。 同理，红外光发光二极管驱动电路是由Q4、Q1、Q6、Q8以及它们所连接的器件构成。 从光电传感器拾取的光电脉搏信号是极其微弱和变化缓慢的。为提高缓变信号的抗干扰性，减小背景光的干扰，文中采用光调制解调方法。两路发光二极管交替发光，其发光状态按时序形成红光、不发光、红外、不发光，从而将光电容积脉搏波信号调制成脉冲幅波，实现光调制。 当组织中的血流量发生变化时，通过组织的光强也会发生变化。这种变化被两路光信号调制后由光电二极管接收并转化为电压信号，送入后一级脉搏波检测模块。 图2 探头驱动电路 3.2.2 光电流放大和去直流电路 从探头输出的电流信号经过第一级互阻放大器被放大，由于该电流信号是非常小的，经过第一级放大后得到有一个大的直流分量(约1伏)和一个小的AC分量(约10mV的峰-峰值)组成的混合信号。大的直流信号是由含氧较小的身体 10 组织部分散射引起的，小交流成分是由含氧部分通过光调制产生的比如50-60HZ的工频信号，所以需要提取和放大。第二级主要是提取和放大第一级输出的交流分量，DC跟踪滤波器得到一个直流信号，并且用作一个偏移量输入到第二级的输入，与第一级的输出做差得到交流部分。具体电路如图3所示。 图3光电流放大和去直流电路图 3.2.3 直流跟踪滤波器 OA1的输出的信号必须消除残余直流成分，而高通数字滤波器，在这里是不切实际的，因为所要求的截止频率是相当低的。低通FIR(Finite Impulse Response)滤波器的中心频率为6Hz，同时对于50Hz以上的信号其衰减达到-50dB，而这里取而代之的是一个IIR(Infinite Impulse Response)滤波器用于跟踪直流电平。然后，从输入信号中减去直流成分，以得到一个最终的交流数字信号。直流跟踪滤波器如图4所示。该滤波器将添加一小部分信号到输入端，该信号不同于其输入端信号和其输出端信号，根据它们的差异，以形成一个新的输出值。当输入信号发生变化时，输出将会在一段时间内发生与输入相同的变化，它的变化率由K来控制. K是通过实验计算出的系数。因此，如果输入中包含交、直流分量，系数K可以足够小，产生一个相对于交流分量的频率的时间常数，在一段时间后，交流分量将被滤除，而输出值只对其中的直流信号进行跟踪。 11 图4 直流滤波跟踪器 3.3 MSP430FG4618的功能及控制电路分析 高集成度及低功耗微控制器MSP430FG4618，其外设资源丰富可满足我们再设计中的需要。它内部集成了模拟运算放大器、12位的模数转换、12位的数模转换、定时器、软硬件中断及液晶驱动模块。运算放大器可支持比较器模式、差分放大模式等。可方便在各种微型及便携式电子产品中的应用。并且MSP430FG4618可方便地开发多种电池供电的低功耗产品，其中不仅包括对成本与空间要求严格的传感应用，如运动检测器，而且还能同时支持高集成度应用，如高精度便携式医疗与工业传感。 在这里我们采用低功耗微控制器MSP430FG4618主要产生两路相位相反同频率的方波对红光管及红外管进行控制实现两种不同的发光管交替亮，以及对血氧探头输出的PD+、PD-电流信号进行实时处理。首先将探头输出电流信号经过MSP430FG4618内部配置的第一级跨阻放大器实现电流信号到电压信号的转换及放大，此时第一级的输出既含交流又有直流，但交流信号相对很小。对第一级的输出进行实时采集及接到第二级放大的反相输入，控制器对第一级输出的信号实时处理再通过内部DA输出一个与第二级输入相等的直流电压到第二级放大的同相输入端进行去直流处理继而放大后得到第二级输出地出交流信号。再对其进行实时采集，并与第一级的输出进行运算处理得到最后的血氧饱和度。电路图如图5所示。 12 图5 MSP430FG4618控制电路图 3.4 脉搏波信号 脉搏波原始信号经示波器测量结果如下图6所示。 图5 原始接受信号波图 由于脉搏波是一种以低频成分为主的生理信号，不同于心电信号中有一个频率相对比较高的QRS波群，加之受生理状态、个体差异和传感检测手段等因素的 13 影响，脉搏波信号在形态上往往差异很大，而且常常伴随着比较大的基线漂移和噪声干扰。测量数据经H2Kdemo软件处理后的波形如图7。 图7 经过数字处理的波形 四、腕式脉搏血氧测量仪的软件设计 基本测量流程如下图8。200Hz定时器中断，两路LED交替通断，即1秒内两路光各有100次采样。以红外光这一路为例:每次开启红外光LED，根据OA0输出改变LED的幅度ir_LED_level(Q3 的基极)，根据OA1输出改变去直流电路的直流参考电压ir_dc_offset (OA1的正向输入端)，得到的OA1的输出作为计算电路的输入，关灯，原始信号去工频处理后得到ir_heart_signal，数字去直流后得到ir_heart_signal_ac，该信号进入脉搏波周期判断的队列group_caculate[64]，同时计算ir_heart_signal_ac信号的平方和，并且采样计数，同时进行脉搏周期的判断。 14 200HZ定时器中断更新LED幅值电压和去直流电路参考电压，开启一路LED 读取两路运放数据更新LED幅值电压和去直流电路参考电压，用作下次输出 均值滤波，数字去直流 寻找波谷确定波谷关闭波谷 关闭该路LED 图8 测试流程图 五、测量数据及分析 为了检验本系统数据传输的准确性和监护效果，以我们研制的血氧饱和度仪和样机进行比较，几乎同一时刻在同一个用户的相同部位(右手食指)分别检测脉搏值和血样饱和度值，测量结果见表一。由两个参数值的对比，可评价该系统的性能。 表一:标准样机和该系统测量脉搏和血样饱和度值 实验者 脉率(次/分钟) 血样饱和度(%) 误差(%) 血氧饱血氧年龄标准样标准样血样饱和序号 和度测脉率 饱和(岁) 机 机 度测量仪 量仪 度 21 1 65.3 65.5 98.5 98.4 0.306 0.102 20 2 68.1 68.2 98.6 98.3 0.147 0.304 39 3 71.3 71.1 98 97.8 0.281 0.204 由于血氧饱和度测量仪探头的抖动性会引起较大误差电压信号，因此实验者应要静坐，手臂平放，有节律呼吸，不要太快也不要太慢，正常速度，这样测量 15 的脉搏值和血氧饱和度值才更接近实际值。同时，因血氧饱和度探头有一定的响应时间，因此实验开始23秒数据有较大误差，或者没数据，这是正常的，等测量数据大约稳定在某个值附近上下浮动时开始测量数据。由表一，设本系统测得的SaO值为x，标准样机测得的SaO值为y，相对误差计算公式为2i2i x-yii，经计算，各测试点的最大误差不超过1%。经验证，本实验测量δ=100%，iyi 结果较准确。 结论 本作品实现了对血氧饱和度和脉率的测量，而且该腕式简易脉搏血氧仪相比其他仪器实现了对人体无创、实时监测，并具有具有功耗小、成本低等优势，适用于临床测量与研究，具有广阔的应用前景。无论是从很小的儿童还是到高龄的老人，都需要这样一种便捷、舒适、成本低的脉搏血氧检测系统，尤其对于患有相关疾病的患者更是需要。 该作品功耗小、成本低、又很实用，是面向所有人的一种腕式仪器，具有相当好的经济效益。 参考文献 ,1, 于巍,古庆恩,黄世安. 脉搏血氧饱和度监测技术的研究进展[J]. 中国医学装备, 2008,5(4): 56-58. ,2, 王博亮，刘迎春，刘安之，刘希顺编著.医用传感器及其接口技术[M].北京:国防 工业出版社，1998.9 ,3, 刘云丽，王玉祥，徐可欣，符成志.微功耗光电式脉搏测量仪.电子测量技术，2005 (2):20-21. ,4, 宋俊杰,王 哲,金海龙,王 超. 三波长低血氧测量系统的研究与实现[J].激光 与红外，2010.1(1):62-65. 16