反射式血氧饱和度测量系统设计

许晓峰，历 哲，凌振宝

(1.沈阳工程学院电气工程系，沈阳110136;2.吉林大学仪器科学与电气工程学院，长春130061)

0 引言

血氧饱和度是衡量人体血液携氧能力的重要生理参数之一，通过无创方法对血氧饱和度进行检测能为医生临床诊断提供一定的依据［1］。目前透射式血氧饱和度测试方法己成为较成熟的医疗监护手段，但由于透射式血氧探头使用范围的限制，在体表部位(如前额、胸部等)不能使用透射式血氧探头传感器进行血氧饱和度检测［2］，因此，笔者研制了基于光电传感技术、单片机技术、电子技术的反射式血氧饱和度测量系统，实现了无创、经济、准确、可靠的血氧饱和度值，弥补了透射式血氧饱和度测量仪存在携带不便的不足。

1 系统整体设计

1.1 测量的理论基础

血氧饱和度一般是指血液中(血红蛋白)实际结合的氧气(氧含量)占血液中(血红蛋白)所能结合氧气的最大量(氧容量)的百分比。因此，血氧饱和度可表示为

其中CHbO2和CHb分别表示组织中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓度，DSaO2表示血氧饱和度值。

无创脉搏血氧的检测以朗伯比尔定律和光电学容积脉搏波描记法为理论基础。由扩散传输理论可知，用反射方式所接收到的反射光强和透射式的透射光强的变化率是相同的，考虑到反射深度和血红蛋白的吸光率，所以选择660 nm和940 nm两个波长的光。

1.2 理论计算

以透射式的测量方法为例，根据朗伯比尔定律可得，一定波长的光射到体表时，其透射后的光强度为

其中I0为初始光强度，D1，D2分别表示恒定光程和脉动光程;ε0，C0分别表示指端组织中非脉动成分和静脉血总的吸光系数和吸收光的物质的浓度;εHbO2，CHbO2分别表示动脉血液中HbO2的吸光系数和浓度;εHb，CHb分别表示动脉血液中Hb的吸光系数和浓度［3］。

若选用两种不同波长的光进行照射，则脉动吸光率分别表示为

吸光率变化的比值为

将式(5)与血氧饱和度的定义式相联立，得到利用脉搏血氧仪所测得的血氧饱和度值［4，5］

根据血液中Hb、HbO2在红光红外光谱区独特的吸收特性选择两种波长光，可将式(6)进一步化简。实验表明，在波长800～950 nm之间，Hb、HbO2两者的吸光系数差异很小，含氧血红蛋白的吸光度近似等于脱氧血红蛋白的吸光度。在实际的应用中，由于光电器件的差异和测试人个体之间的差异，血氧饱和度的计算公式常用线性函数和二次函数的关系表示为

其中a、b、c为常数，可通过比对试验进行标定［6］。

1.3 系统的整体设计方案

根据血氧饱和度测量原理，设计的系统组成框图如图1所示。

在系统工作过程中，首先由脉冲发生器产生驱动光源的方波脉冲，再由接收器接收并放大经过照射人体反射后的红光和红外光，经信号分离电路把红光和红外光复合信号分为单独的两路信号，每路都设有低通滤波和高通滤波电路，进而提取其中的直流部分和交流部分，再经过STC12C5A60S2单片机把数据进行A/D转换并计算最终的血氧饱和度值，显示在1602液晶屏上［7］。

图1 系统组成框图Fig.1 Block diagram of the system

2 系统硬件设计

2.1 血氧探头脉冲驱动

调制光脉冲由方波发生器产生驱动时序，首先由32.768 kHz的晶振Y1和MC14060作为方波发生器产生256 Hz和512 Hz的方波，再利用与门和非门分别产生Red(红光控制信号)，IRed(红外光控制信号)，Red(红光截止控制信号)，IRed(红外光截止控制信号)4种控制信号，不但在光发射时会用到，在信号分离时也会用到。这样便达到了在T1时间内发射红光、T3时间内发射红外光、T2和T4时间内不发光的目的，控制信号波形如图2所示。

图2 4种控制信号波形Fig.2 Four waves of control signal

接收到的信号是交替的方波，选择低功耗高精度仪用放大器AD620，它只要外接一个电阻便可实现1～1 000增益的选择，使用十分方便，放大倍数

2.2 信号分离单元设计

前置放大器输出的是复合信号，红光和红外光混合在一起，为下一步计算，需将其分成红光通道和红外光通道。电路如图3所示。

图3 CD4066分离电路Fig.3 CD4066 separation circuit

2.3 二阶低通滤波器的设计

人体脉搏信号的频率集中在0.1～40 Hz之间，为消除干扰信号，设计了一个二阶压控电压源低通滤波器(见图4)。

图4 二阶低通滤波器Fig.4 Second order low-pass filter

2.4 二阶高通滤波器的设计

两路信号经过低通滤波器后得到伏特级别的直流信号。该两路信号经过高通滤波，滤除直流成分得到交流信号［8，9］。设计的高通滤波器如图5所示。

图5 二阶高通滤波器Fig.5 Second order high-pass filter

2.5 信号放大和抬升

高通滤波后得到的交流信号较弱，且交流成分中有负值存在，而A/D的采样范围是0～5 V，所以，必须把整个交流信号的电平抬升，才能达到采样范围。放大和抬升电路如图6所示。此外在交流和直流信号被送入A/D前还需经过必要的保护和无源二阶滤波电路(见图7)。

图6 放大和抬升电路Fig.6 Circuit of amplifier and lift

图7 保护滤波电路Fig.7 Protection filter

2.6 数据采集及处理电路

数据采集及处理电路选用STC12c5a60s2单片机作为核心芯片，内部集成有10位ADC模块，由P1口复用作A/D转换接口，速度可达到250 kHz，上电复位后P1口为普通的I/O接口，可通过软件设置8路中的任意一路为A/D转换不用的，但还可继续作I/O口使用。在显示方面由于只需要显示计算的血氧饱和度值，所以选用1602液晶［10］，单片机电路如图8所示。

图8 单片机电路Fig.8 Circuit of single chip computer

3 系统软件设计

根据数字信号处理中奈奎斯特定律，采样频率f1大于原信号中最高频率的2倍，即f1＞2f2，人体脉搏波的最高有效频率为20 Hz，采样率为50 Hz。为提高精度，选择采样率为300 Hz，采样点数为500。

由于交流信号经过电平提升，幅值的计算应为最大值减最小值，对直流信号采取求平均值的方法，即对所采的500个点求算术平均值作为周期内直流信号的有效值。假设两路直流通道中增益分别为E和F，则实测电压在提取交流信号时，则提取经高通滤波后一个周期内信号的最大值和最小值，其峰值可作为两通道的交流分量vAC。设两路交流部分的增益分别为e和f，则实际电压值最后计算Q值得

根据上面的理论和系统要求，设计的软件流程如图9所示。

图9 系统软件流程图Fig.9 System software chart

4 系统测试结果及分析

红光和红外光信号经过调制后在接收部分放大变成了二者的混合信号，图10为AD620的6脚输出信号;图11为红光经过高通滤波后的波形;图12为放大提升后输出波形。红外光信号的情况与此相同，只是放大的倍数与红光不同。

图10 AD620输出的复合信号Fig.10 Output complex signal of AD620

图11 红光经高通滤波的输出信号Fig.11 Output signal of red light by high-pass filter

图12 放大提升后输出波形Fig.12 Output wave of amplifier and lift

通过对几名测试者和标准的血氧饱度测试仪(迈瑞iMP9800多功能监护仪)进行测试和标定，计算得出血氧饱和度如式(7)所示。即血氧饱和度值与Q的关系由a、b、c3个常数确定，经过测试得到的数据如表1所示。由实测数据可看出，系统测量精度在1%左右。对这些数据进行二次拟合得出计算公式

表1 测试数据Tab.1 Test data

5 结 语

通过对设计的反射式血氧饱和度测量系统进行实测和比对，测量精度在1%左右，基本满足临床医院实用要求，解决了透射式测量方式由于其使用传感器的限制在人体某些部位无法使用的问题，具有一定的推广和应用价值。

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