（生物医学工程专业论文）基于动态光谱的数字化脉搏血氧检测系统.pdf

了容积脉搏波的软件提取和检出，并在通过傅立叶变换得到光电脉搏波的基波分 量，用于血氧饱和度计算。 关键词：血氧饱和度脉搏血氧测定法过采样动态光谱频分测量法数字解 调 a b s t r a c t p u l s eo x i m e t 巧i sar e l i a b l e ，a r t e r i a l ，n o n i n v a s i v ee a s yc o n t i n u o u s j yd e t e 肿i n i n g o x y g e ns a t u r a t i o nt ou s em e a n si nv i r t u a l l yo fa n ys e n i n g b e c a u s et h e r ea r es t i l l s e v e r a ld r a w b a c k si nt h ed e s i g no ft h ep u l s eo x i m e t i ys y s t e ma n di t ss i g n a lp r o c e s s i n g ， t h es y s t e mn e e d si m p r 0 v i n gi n a c c u r a c y ，r e p e t i t i o na n ds t a b i l i t y m o s to ft h e c o n v e n t i o n a lp u l s eo x i m e t e r su s ea n a l o gt e c h n i q u e st oa c c o m p l i s has e n e so ft a s k s s u c ha st h em o d u l a t i o n ，t h ed e m o d u l a t i o n ，t h es e p a r a t i o no ft w ow a v e l e n g t h so fl i g h t s ， t h es e p a r a t i o no fa ca n dd c ，t h ef i l t e n g ，t h ee x 仃a c t i o no f p h o t o p l e t h y s m o g r a p h y c h a r a c t e r i s t i c sa n ds oo n t b e s ep r o c e s s i n ga p p r o a c h e sn o to n l yi n c r e a s et l l e c o m p l e x i 哆o ft h es y s t e mb u ta l s o 铲e a u yd e c r e a s ei t sr e l i a b i l i t ) ra n ds 诎i l i t ) r t o a v o i da l it h e s ed e f e c t sw ep r o p o s e dm e t h o d so fd e s i g n i n gad i g i t i z e dp u l s eo x i i n e 仃y s y s t e m i nt h i ss y s t e m ，w eu s e dah i g hs p e e d 刖dc o n v e r t e ro v e r s a m p l i n gt h ea n a l o g s i g n a l ，t 0i l t l p r 0 v er e s o l u t i o n t h e nt b ed i 百t a js i g n a lp r o c e s s i n gm e t b o d sw e r ei l s e dt 0 r e p l a c et h ec o n v e n t i o n a la n a l o gc 讯m i t st 0c o n l p l e t eas e r i e so fw o r ks oa l st 0i n l i ) r o v e t 1 1 ep e 墒m l a n c ec h a r a c t e ro ft h ep u l s eo x i n l e t e r w em a i n l yp e d 0 皿e dt h ef o l l o 、i n g r e s e a r c hw o r kt oa c h i e v et 1 1 i sg o a l f i r s t l y ，ad i g i t a lp u l s eo x i 玎心t 哆s y s t e mw 舔d e s i g n e d o v e r s a m p l i n gm e t h o d sf _ 0 r a d ca r eb a s e d0 ns 舭1 p l i n ga n 锄a l o gs i 俨a la tan m c hh i 曲e rr a t e t h a th i 曲e r s a i i l p l i n gr a t em a l 【e si tp o s s i b i et 0i n c r e 觞e ss i g n a l t o - n o i s er a t i oa n dt h ee 任e c t i v e r e s o l u t i o no ft h ec o n v e r s i o n w i el l s e dt h i sm e t h o dt oi n c r c a l s e 也ee 丘e c t i v er e s o l u t i o n o ft h ea d ci ns i g n a lm e 嬲u r e m e n t ，e s p e c i a l l yf o rt t l et i n ys i g n a lm e a s u r e m e n t w i 也 也i sm e t h o 也as 面e so fc o n v e 砸0 n a la n a l o gc i r c u i t sw e r eo m i 他d s e c o n d l y ，t h em e 2 l s u r i n gp r i n c i p l eo ft h ep u l s eo x i l l l e t e ri sb a s e do nn a d i t i o n a lt e s t m e t h o d i t sa c c u m c yi s n o t 刚i 匆i n gd u et o v a r i o u sf a c t o r si i m u e n c i n gt 1 1 e m e a s u r e m e n tf e s u ks u c h 勰也ep r i n c i p l e ，m e a 轧l r i n gc o n d i t i o na n di n d i v i d l m l d i s c r e p a n c y i nt 1 1 i ss y s t e man e wp u l s eo x i m e 仃yb a s e d0 nd ) r n 枷cs p e c 仃o s c o p y ( d s ) i si n n o d u c e d ，i tc 髓p r o m o t et h ea c c u r a c ) ro f 也ep u i s eo x i m e t e re v i d e n t l y t h e d y l l a i i l i cs p e c 仃o s c o p ym e t h o di sa b l et 0e l i m i n a t et h ei n t e r f - e r e n c eo f 也ei n d i v i d u a l d i s c r 印锄c ya n dm e a l s u r i n gc o n d i 石o ni np n c i p l e t h i sn e wm e t h o dc a ne l i l l l i n a t et h e m e a s u r e m e n t ro f p u l s eo x i m e 仃yt h e o r e t i c a l l y f i n a l l y ，也em e t h o do fe x t r a c t i n gt h ep h o t o p l e t h y s m o 目a p h yi s 丘。e q u e n c y d i v i s i o ni n u l t i p l e xl i g h tm o d u l a t i o n a n dw el l s e 击百t a ld e m o d u l a t i o nm e t h o dt o r e c o v e r 也es a m p l i n gs i 鳃a lt 0a n a l o gs i 萨a 1 1 yw o r d s ： h 锄o g l o b i no x y g 曲 s a t u r a t i o n ， p u l s eo x i m e 仃y ，d y n 锄i c s p e c n 0 s c o p y ( d s ) ，o v e r s a i n p l e ，丘e q u e n c yd i v i s i o nm u l t i p l e xd i g i t a ld e m o m l l a t i o n 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，也不包含为获得丕垄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己在论文巾 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：枷签字日期：功矽年夕月日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解丕童盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权苤鲞盘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) 学位论文作者签名：碥颖 签字日期：刃刀年纱月砂日 导师签名： 签字日期： 第一章绪论 第一章绪论 1 1 血氧饱和度的概念及其生理意义 足够的氧是所有生命活动的物质基础。生命的基本过程就是机体细胞摄入氧 排出二氧化碳产生能量的过程。人体吸入氧气，在肺部的肺泡内与毛细血管进行 气体交换。氧分子和血红蛋白分子能进行可逆的结合，血红蛋白由氧合血红蛋白 ( m d ，) 和还原血红蛋白( m ) 组成。当组织得不到充足的氧，或不能充分利用氧 时，组织的代谢、机能、甚至形态结构都可能发生异常变化，这一病理过程称为 缺氧。就整体而言，成年人体需氧量约为2 5 0 n 山n 血，而体内贮存的氧仅1 5 l 。 一旦呼吸心跳停止，数分钟内就可能死于缺氧。缺氧是临床极常见的病理过程， 是多种疾病引起死亡的最重要的直接原因。 氧的获得和利用是个复杂过程，包括外呼吸、气体运输和内呼吸。 组织的供氧量= 动脉血氧含量x 血流量； 组织的耗氧量= ( 动脉血氧含量一静脉血氧含量) 血流量。故血氧是反映组 织的供氧与耗氧的重要指标。 常用的血氧指标有： 氧分压：为溶解于血液的氧所产生的张力。动脉血氧分压正常约为 1 0 0 m l n h g ，取决于吸入气体的氧分压和肺的呼吸功能，静脉血氧分压正常 4 0 功m h g ，它可反映内呼吸状况。 氧容量：为1 0 0 n l l 血液中血红蛋白( 励) 为氧充分饱和时的最大带氧量，应 等于1 3 4 l l g m ( g ) ，它取决于血液中m 的质( 与氧结合的能力) 和量。血氧 容量正常约为2 0 n l l 。 氧含量：为l o o m l 血液中血红蛋白实际的带氧量。主要是血红蛋白实际结合 的氧，极小量溶解于血浆的氧( 仅有o 3 m 1 ) 。与氧结合的血红蛋白称为氧合血 红蛋白( 册q ) ，与氧离解的血红蛋白称为还原血红蛋白。血氧饱和度( 勋d 2 ) 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，血氧饱和度的定义可表示为 r 铴d ，= 二型丝l 1 0 0 ( 卜】) c h b o ，+ c 鼬 式中c 肿d 2 和分别表示组织中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓度， 鼬o ：表示血氧饱和度值，之后采用的s p 0 2 表示利用脉搏血氧仪所测得的血氧饱 和度的值。 第一章绪论 脉搏血氧饱和度测量仪己经在临床实践中得到了广泛地应用，成为一种不可 缺少的临床诊断设备。脉搏血氧饱和度测量仪的便于操作和非介入式的实时测 量，己经使其基本上取代了通过采血体外测量血氧饱和度的方法。血氧测量仪可 以进行连续的氧合估计，特别是在对危急病人的手术当中，它能快速提供血氧信 息，没有动脉插孔方法所带来的潜在危险。在急救病房里，如果血氧饱和度能被 血氧测量仪连续监测的话，通气就能安全迅速地交替进行。在对需要连续辅助氧 治疗的病人的治疗过程中，脉搏血氧测量仪经常用于决定氧的需要量。对有慢性 阻碍性气管疾病的病人，因怀疑有睡眠呼吸暂停综合症或者夜间低氧饱和度，常 常需要血氧测量仪进行睡眠氧饱和度研究。由于新生儿采血很困难，血量也有限， 因此无损伤性血氧测量仪对新生儿的监测非常有用，通过调整氧疗，可避免对脑、 肺、眼的损害。现代脉搏血氧测量仪可按不同病情设置不同的报警限，任何因素 所致的呼吸暂停、心率减慢或心率加快以及氧合改变均可以及时发现，是极有用 的监测医疗设备。 1 2 脉搏血氧饱和度测量仪的发展历程1 】【3 】 脉搏血氧测量仪是一种不需要穿透血管的情况下，连续测量人体内动脉血氧 饱和度的光电测量仪器。脉搏血氧饱和度测量仪的发展己有很长的历史。基于 l a n l b e r t b e e r 定律的血氧饱和度测量的研制可以追溯到十九世纪。l a i 】曲e r t b e e r 定律描述了光的传播与光密度的关系。b u n s e n 和l 溆h h o f f 于1 8 6 0 年改进分光 光度计和随后不久s t o k e s 和h 0 p p e s e y l e r 对血色素的氧气运输功能的阐述，为 血氧饱和度测量的发展铺平了道路。1 9 3 2 年，n i c o l a i 和融锄e r 这两位科学家研 制接近于现今使用的脉搏血氧饱和度测量仪。1 9 3 5 年，m a 陆e s 研制了第一个双 波长的耳部血氧测量探头。但这种设备测量缓慢，需要频繁地校准，需要大量的 辅助设备，并且不能有效的区分动脉和静脉血流。这种早期设备采用红光和绿光 作为光源，改进后改用红光和红外光，提高了该设备的测量精确度。 1 9 4 2 年，m i l l i k a n 使用一个加温的耳部探头的脉搏血氧饱和度测量仪对飞行 员在大的重力条件下发生短时丧失知觉的现象进行研究。m i l l i k a n 将脉搏血氧饱 和度测量仪装备在飞机上。1 9 4 9 年，w o o d 重新设计了脉搏血氧仪，给它加了一 个气囊，气囊的作用是将耳部的血液挤走以获得绝对零点来改进血氧饱和度测量 的准确性。当气囊放气时，血液重新灌注到测量点，这样可以得到一个零点和一 个峰值，进而计算出血氧饱和度的值。这种设备由于光源稳定要求较高，没有应 用于临床实践中。w o o d 采用的这种无损检测血氧饱和度的方法在5 0 年代成为 一种最佳的方法，如w a t e r o l l 0 0 a 型血氧计，血氧饱和度测量范围6 0 1 0 0 时， 第一章绪论 精度超过2 9 8 。这种方法采用两种波长，对红外光和红光的吸收进行测量， 要求满足两个条件：“无血条件”，即施加约2 0 0 m m h g 的压力把血从耳垂 部挤走：正常的血流，即用透照光使耳垂动脉化。在第一个条件下，测量的信 号是与组织有关的光吸收，如肌肉、骨骼、皮肤等，但不包括血的光吸收：在第 二个条件下，测量的信号是与组织和血液有关的光吸收。第二个条件下测量的透 射光强，减去第一个条件下测量的透射光强，最后得到与动脉血光吸收有关的透 射光强信号，由此去除了组织本身光吸收的影响：通过测量两个光波长的透射光 强信号，利用公式算出血氧饱和度。然而e i a m 和c o w o r k e r 在经过对受压耳朵的 透射光研究后指出，即使加上2 0 0 m i l l h g 的压力，在耳轮里仍然保留着一些血。 此法不能取消组织本身( 如肌肉、骨骼、皮肤等) 的影响，且每次测量都需繁琐地 调整。 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。如唧4 7 2 0 1 a 型耳部血氧计。它的优点是避免了上述繁琐的调整技术，从6 5 0 衄到1 0 5 0 衄的 八个光波，提供了一些有关耳朵组织内大量吸收物质的一些数据。该仪器的光纤 传感器安放在耳垂上，仪器内部每分钟1 3 0 0 转的转盘四周上，均匀放置八个窄 带滤光片，当其中一个滤光片转到光源前时，某一波长的光束滤过滤光片经光纤 传到耳垂部位，耳垂部位的光电池检测到这个波长的透射光信号，又经过光纤传 回到仪器并记录下来；同理，其余波长的透射光信号也被记录下来。通过测量八 个波长的光密度，避免繁琐地调整，排除色素、皮肤、骨骼、肌肉的吸收干扰， 计算出血氧饱和度。在6 0 以上的血氧饱和度范围内，与动脉血样测量的血氧饱 和度进行比较后，相关甚好。尽管该仪器实用、准确且宜于调整，但是设备由于 价格昂贵和体积较大，且其耳夹结构复杂，长期戴着不舒适，而且易损坏，只在 从事心肺功能研究的实验室里得到了应用。 1 9 7 2 年，日本人a o y a 西对传统的脉搏血氧饱和度测量仪进行了重大的改进， 他采用红光和红外光穿过测量部位中脉动的动脉血管，通过这种方式可直接计算 出脉搏血氧饱和度值而不需要繁琐地校准。1 9 8 1 年，这种技术投入到商业应用 中，同时采用发光二极管使血氧探头体积减小，脉搏血氧饱和度测量仪从此得到 了广泛的应用。 1 3 脉搏血氧饱和度测量仪的现状 近年来美国设计出指环式血氧监护仪，该设备体积小，可进行全天2 4 小时 监护，做到真正的实时监护【4 1 ，并且在抗运动干扰方面也做出一定的成绩【5 1 。一 些欧洲国家如荷兰、英国、德国等也在这方面有所进展，在亚洲，日本、韩国在 第章 绪论 血氧监护仪方面也有所突破【6 】- 【引。国内的许多大学科研院所也都致力于血氧监护 仪的研制，如西安蓝港数字医疗科技股份有限公司生产的手指血氧仪；中国医学 科学院和中国协和医科大学研制的反射式血氧饱和度监测仪【9 j ：西安交通大学研 制的数字式脉搏血氧饱和度检测系统【lo j ；厦门大学研制的基于p i c 单片机的脉 搏血氧检测仪【1 1 】：南京师范大学研制的监护用脉搏式血氧饱和度检测模块【1 2 l 。 但国内生产的血氧监护仪仍采用传统脉搏血氧测量原理，在测量精度、抗干扰、 稳定性、重复性方面与国外还有一定差距，有待于进一步完善。 1 4 本系统的研究意义及主要内容 目前使用的脉搏血氧仪基本上采用的是传统的脉搏血氧饱和度检测方法， 影响其精度的主要原因包括：一、传统脉搏血氧检测原理上由于采用近似估算必 然会带来较大误差。二、其测量原理决定了其硬件电路复杂，系统的稳定性和可 重复性差，由电路元器件引入了不可避免的系统误差和随机误差。 本文通过分析传统脉搏血氧测量原理中产生误差的原因，从理论上推导出实 现高精度脉搏血氧测量的方法一基于动态光谱方法的脉搏血氧测定法。并且以 基于动态光谱的脉搏血氧测量原理的理论为指导，采用现代微处理器、集成电路 技术，研制了脉搏波信号的检测与采集系统，采用数字信号处理技术，对采集数 据进行处理，进而计算出高精度的脉搏血氧饱和度，最后对系统进行评估实验。 本课题主要完成以下工作： ( 1 ) 通过分析传统脉搏血氧测量原理引入的测量误差，首先在理论上推导出实 现高精度脉搏血氧测量的方法一基于动态光谱方法的脉搏血氧测定法，这种方 法在原理上可以消除由于测量条件及个体差异等多方面因素对测量精度的影响。 ( 2 ) 传统的脉搏血氧饱和度检测系统多是通过模拟技术完成信号调制解调、双 光束分离、交直流分离、滤波放大、脉搏波检出等一系列工作的，这种方法不仅 硬件复杂，而且增加了系统不可靠和不稳定因素。针对这些问题，本课题提出了 脉搏血氧仪的数字化设计思想，根据动态光谱的脉搏血氧检测原理，硬件电路中 不需要复杂的交直流分离电路。在对经过组织的透射光做光电转换后，利用过采 样技术提高a d 转换精度，提高了系统检测的动态范围，利用数字技术的优势 取代了复杂的模拟放大滤波电路，简化了硬件电路。提高系统稳定性、可重复性， 降低了由于硬件系统带来的测量随机误差。 ( 3 ) 在进行光电脉搏波的检测时采用了区别于分时照射被测组织的传统测量法， 本系统采用频分测量法，即用不同频率的双路检测光同时照射被测组织，利用频 第一章绪论 分复用技术的概念和数字解调的方法将采样的数字信号解调为双路光信号。简化 了复杂的双光束分离的硬件电路，同时也提高了信噪比。 ( 4 ) 采用数字信号处理技术，对采集数据进行处理，由于时域中对光电脉搏波 信号的峰峰值提取的准确性受到信号的信噪比的影响，当时域信号的信噪比不够 高时将严重影响测量精度，本文采用动态光谱的频域提取法，通过对单个周期的 光电容积脉搏波信号的快速傅立叶变换，得到信号的基波分量取代时域信号中的 峰峰值。并采用拉依达法对可疑点剔除，从而去除由运动伪差对血氧饱和度计算 所带来的影响。由于动态光谱理论和本文采用的数据处理算法弥补了硬件设计所 造成的数据采集信噪比低的弱点，从而计算出高精度的血氧饱和度。 综上所述，本文采用的基于动态光谱理论的脉搏血氧测量原理避免了传统脉 搏血氧测量原理中由于估算带来的测量误差，并且提出数字化的设计理念，简化 硬件电路，避免由于测量系统引入的误差，提高了系统的稳定性和可重复性，减 少了由于硬件电路所带来的系统测量误差，进一步提高了脉搏血氧的测量精度。 第二：章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 本章首先阐述根据无创光谱法建立的血氧饱和度监测的理论模型并给出理 论分析，然后介绍传统脉搏血氧饱和度的计算方法及该原理的测量误差分析。最 后介绍基于动态理论检测血氧饱和度的计算方法，以及和传统算法的精度比较。 2 1 光电容积脉搏波的产生原理 2 1 1 脉搏波的产生原理 脉搏波是以心脏搏动为动力源，通过血管系统的传导而产生的容积变化和振 动现象。当心脏收缩时，有相当数量的血液进入原有己充满血液的动脉中，使得 该处的弹性管壁被撑开，此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能；心 脏停止收缩时，扩张了的那部分血管也跟着收缩，驱使血液向前流动，结果又使 前面血管的管壁跟着扩张，如此类推。这种过程和波动在弹性介质中的传播有些 类似，因此称为脉搏波( p u l s ew a v e ) 。如图2 1 所示的脉搏波的波形幅度和形态 包含了反映心脏和血管状况的重要生理信息，因此从脉搏波中提取人体的生理病 理信息作为临床和治疗的根据，历来受到人们的重视。人体手指末端含有丰富的 小动脉，它们和其他部位的动脉一样，含有丰富的信剧”】。 ( 1 ) 上升段，首先是左心室开始收缩，主动脉瓣开启，血液自左心室输出，主 动脉内因射血而压力迅速上升，主动脉内的脉压波在a 点处，左心室排空 量和主动脉排空量相等，形成血流图中的第一峰，然而左心室内压力急剧 下降。 ( 2 ) 当进入剩余排血期时，由于血流灌注缓慢，周围容量性小血管复位，使血 管阻力略微上升，以致在下降枝出现第一个轻微隆起，形成潮波b 。 ( 3 ) 随后主动脉关闭，由于血管的回弹，动脉血液由远心端向近心端回流脉压 波形成重搏波c 。 ( 4 ) 在下降支末端，某些情况下脉搏波中会出现一个轻微的隆起，它是右心房 收缩时有少量血液返入腔静脉而引起的脉压波动，形成房缩波d 。 由于脉压波沿着各级血管很快传到外周动脉，外周动脉压力随之改变，使外 周血管扩张或收缩形成容积变化，记录下来即为外周血液容积脉搏波。由此可以 看出，外周血液容积脉搏波是一种随心动周期而变化的周期记录，它由一系列均 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 等的呈周期性连续波动的曲线组成，每一周期表示每一脉搏跳动而发生的血液容 积变化。 、 图2 1 一个典型的脉搏波形 2 1 2 光电容积脉搏波描记法( p p g ) 原理 光电容积脉搏波描记法( p h o t o p l e t h y s m o g r a p h y ，p p g ) 是一种利用皮肤对 光的反射或透射来评价皮肤血流灌注有关信息的方法。它通过借助光电手段，在 活体组织中检测血液容积的变化，是一种无创检测方法。 一定波长的光束照射到指端皮肤表面后，光束通过透射或反射方式传送到光 电接收器。由于每次心跳都有少量血液流入手指，使小动脉网扩张，然后经过毛 细血管前括约肌进入毛细血管床，流入静脉后返回心脏。毛细血管前括约肌的阻 力和毛细血管床的容量较大使小动脉的搏动减弱。 正常生理情况下，毛细血管和静脉不搏动，只有小动脉搏动。所以用一束光 透照手指可检测这种搏动。入射光由于受到指端皮肤肌肉和血液的吸收衰减作 用，则监测器检测到的出射光强度将减弱。其中皮肤、脂肪、肌肉、骨骼等非血 液成分组织在心循环中基本保持不变，它对光的吸收( 散射) 和衰减作用也保持 恒定不变，这些信号经过光电接收器后就是恒定的直流分量( d c ) 。而组织中的 动脉血则在心循环中呈周期性脉动变化，当心脏收缩时外周血容量最多，光吸收 量也最大，检测到的光强度也最小；而心脏舒张时，正好相反，检测到的光强度 最大，使光电接收器接收到的动脉血信号是周期性脉动的交流分量( a c ) 。 然而，动脉血的非脉动部分、静脉血和毛细血管等部分对光的恒定吸收( 散 射) 则是产生直流信号的主要来源。通常，交流分量一般其幅值为直流分量的l 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 2 ，并且叠加在直流分量上如图2 2 所示。 由此可见，容积脉搏血流中包含心搏功能、血液流动等诸多心血管系统的重 要生理信息。同时，容积脉搏血流主要存在于外周血管中的微动脉、毛细血管等 微血管中，所以容积脉搏血流同样包含有丰富的微循环生理病理信息，是研究人 体循环系统重要的信息来源。 光 吸 收 譬 ， ， ，i ， 一，- 一， ， ，一，一| ， ，一? ，t ， ，一，一， ，一， ，一，0 ，一 时同 图2 2p p g 信号的光吸收示意图 2 2 脉搏血氧饱和度测量的理论基础与算法 2 2 1 郎伯一比尔( l a n 曲e r t b e e r ) 定律及应用 功弥糠枘 吸收 i i 脉动功咏 吸收 静脉嗽收 兵他组织 吸鼍5 c 1 郎伯一比尔( l 锄b e r t b e e r ) 定律 郎伯一比尔定律反映了光学吸收规律，即物质在一定波长处的吸光度与它的 浓度成正比。郎伯一比尔定律的意义在于：只要选择适宜的波长，测定它的吸光 度就可以求出溶液的浓度。 根据郎伯一比尔定律，出入射光强与吸收层厚度和吸收物浓度的关系为 一口d ，= 厶p ( 2 1 ) 式中，j 。为入射光强，为透射光强，口为吸光物质的吸光系数，c 为吸光 物质浓度，为吸光物质传输的距离( 光程) 。此定律以下列条件为前提：入射光 为单色光；吸收过程中各物质无相互作用；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。 2 郎伯一比尔( l 锄b e m b e e r ) 定律的应用 ( 1 ) 单一组织成分的测定 一一一一十一一一，一，一-一一一一一 p一一p一一p r一一1一一一一一一一一r一一一一 p一，一1一，一一 |，一，一一p一一 一一，一一一一，一p p，一一一一一 一一，一一一一，1i 一十一一一一一一 一一一一一一 一一p一一一一 一一p一一p妒，p? 一一一一一一一一 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 单一组织成分是指试样厂卜只含有种组织成分，或在混合物中待测组织成分 的最大吸收波长五。，处无其它共存物质的吸收。此时，可先绘制待测物质的吸收 曲线，然后选择最大吸收波长五。，进行定量测定。其方法多用标准曲线法。 ( 2 ) 多组织成分的测定可依据各组织成分吸收曲线的情况分别处理。 若各种吸光物质吸收曲线互不重叠，这些可在各自最大吸收波长位置分别 进行测定，与单一组织成分测定方法相同。 若各组织成分的吸收曲线互相重叠，可根据吸光度具有可加性的特点，即 多组织成分试液在某一给定波长处的总吸光度等于各组织成分吸光度之 和，通过求解联立方程来进行测定。例如有两种组织成分a 和b ，在a 和b 的最大吸收波长入1 和入2 处，分别测定混合物的吸光度，然后通过解二元 一次方程组。求得各组织成分浓度。同样，当溶液中有n 个组织成分同时 存在时，亦可用类似方法处理，但随着组织成分的增多，实验结果的误差 也将增大。 2 2 2 离体血氧饱和度测量原理【1 4 】 当入射光透射过某种均匀，无散射溶液时，其光吸收特性遵从l 跏l b e n - b e e r 定律，可描述为： 彳= 一l g = 2 3 0 3 凹， ( 2 2 ) o 其中：厶、玢别为入射光强度和透射光强度，c 、口、月分别为物质的浓度、 吸光系数和吸光度，_ 为光路长度。在某一波长光九l 处，方程( 2 2 ) 对于血液溶液 可写为： 一l g = 口ic l + 口2 ( c c 1 ) 】， ( 2 3 ) o 其中研、幻为 m 0 2 和h b 在波长k 处的吸光系数，c 1 和c 分别为h b 0 和总h b 的 浓度。根据血氧饱和度定义，血液中h b 0 2 浓度c 之比，即钐。因此，从( 2 3 ) 式可以推得： - l g ； 勋n ：鱼：土。! l 一，( 2 4 ) 2 c ( 口l 一口2 ) c f( 口l 一口2 ) c l 口l 一口2j c f【口l 一口2j 由式( 2 4 ) 可看出，当使用单一波长光九。测量时，s a 0 2 依赖于总h b 浓度c 及光 路长度，。假如再采用另一路波长光沁同时测量时，与式( 2 4 ) 同理可得： 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 一1 2 旦 = 号= 品一尚 5 ， 其中：眦、彬 别为如光入射强度和透射强度，6 ，、6 2 为九l 和h b 对如波长光 的吸光系数。 由方程( 2 4 ) 、( 2 5 ) 联立可以消去总h b 浓度c 和总光路长度，得到方程( 2 6 ) ： 勋d ： 生望二丝 ( 2 6 ) 2 ( 口2 一口1 ) q 一( 岛一6 j ) 其中：q = 兰季= 舞，以。和以：分别为血液对h 及k 波长光的吸光度。 若参考脱氧血红蛋白和氧合血红蛋白的吸收光谱曲线( 图2 3 ) ，选择波长在 h b 和h b o ：吸光系数曲线交点( 8 0 5 n ) 附近时，即a ，彩a 时，方程( 2 6 ) 变为 = 矗一矗刊q 柑 浯7 ， 6 2 6 l6 2 6 l 。 其中彳、助常数，方程( 2 7 ) 说明：当一个波长选为曲线交点附近时，s a 0 2 可以从血液溶液在两个波长点的吸光度比率求得。这样s a 0 2 不依赖于总 玎) 浓度c 和光路长度，这就是s a 0 2 测定的基本原理。以上原理的推导过程只针对纯血液 溶液。如果该原理要想实际应用于人体s a 0 2 无损伤检测，必须要考虑人体非血液 组织对光的吸收及散射影响，并消除其所引起的测量误差。 w b 悖k 嗍憎 图2 3h b 0 2 和m 的吸光曲线 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 2 2 3 脉搏血氧测量原理【1 5 】 1 6 】 由于人体动脉的搏动能够造成测试部位血液容量的波动，从而引起光吸收量 的变化，而非血液组织( 皮肤、肌肉、骨骼等) 的光吸收量是恒定不变的。脉搏式 s a 0 2 测量技术就是利用这个特点，通过检测血液容量波动引起的光吸收量变化， 消除非血液组织的影响，求得s a 0 2 。 假设光在测试部位的传输遵循l a m b e n b e e r 定律，由散射、反射等因素造成 的光衰减忽略不计，则透射光强为： 一口0 ，一_ 时 j = j o ，1 0 1 0 其中：口、c 、，分别为动脉血液的吸光系数、浓度和光路长度；a 、c 、，分 别为静脉血液的吸光系数、浓度和光路长度；，为非血液组织吸光率。 从图2 2 可以看出，非血液组织和静脉血液的吸光量为常量，光在穿过非血 液组织及静脉血液后，未穿过动脉血液前的强度为： 。 一d c f i = i n f 恂 则动脉血液的吸光度为： 彳= l g 专一凹， ( 2 8 ) 设动脉充盈时血液厚度，增加彳，透过光量则会减少彳，此时吸光度为a l ， 动脉血液充盈最低时吸光度为a 2 。这样根据( 2 8 ) 式，动脉血液吸光觑的变化 部分朋可表示如下： 削= 4 4 = - ( 培竽- l g 争- l g 竿= 础， 当采用九l 、如两路波长光同时测定时。则有： q = 畿= 毒 其中：必。、鹋：分别为血液对九l 及沁波长光的吸光度变化量； 别为血液对九l 及k 波长光的吸光系数。 2 2 4 传统脉搏血氧测定法 ( 2 9 ) 口l 、吃分 若将动脉血中非搏动部分吸收光强与静脉血及组织吸收光强合并为不随搏 动和时间而改变的光强度，实际检测中采用直流分量d c 来近似代替；而随着动 脉压力波的变化而改变的光强定义为搏动性动脉血吸收的光强度，实际检测采用 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 驴零2 搦 浯 驴i 基2 淄 浯 。 d c j 2 喝i 1 d c ，j 理。 用麦克劳林公式分另l j 对分子、分母展开，由于惫 l 且瓮 1 ，则： q = 彳q 。 孥 ( 2 一- 1 1 ) 彳q ： 一7 d q 2 将( 2 1 1 ) 式结果代入( 2 7 ) 式即可求出s a 0 2 。这是脉搏式s a 0 2 检测技术的原 由上述推导可知，关于经典的s a 0 2 的测量误差主要有以下几项： ( 1 ) 由于采用d c 近似取代不随搏动和时间而改变的光强度，而实际检测 中，d c 受测量条件( 入射光强、探头压力等) 和个体差异( 静态组 织结构部分的厚度与其光学特性等) 的影响，因而对测量结果引入 较大的误差。 ( 2 ) 由于在临床实例中一r 的值在1 到2 ，因此，由式( 2 1 1 ) 及( 2 7 ) ，i ，、o 计算得到数据最高精度只能达到1 0 五数量级。 ( 3 ) 由式( 5 ) 可看出，q 值是近似得到，推导结果本身存在误差。a c d c 的值越大，其计算误差就越大：而a c d c 的值越小，误差越小，但彳f 值越不容易测准。对不同灌盈状态的被测对象进行测量，难以同时 得到高精度。 2 3 基于动态光谱的脉搏血氧检测原理 2 3 1 修正的朗伯一比尔定律眇2 2 】 生物组织是由不同大小，不同成分的细胞和细胞间质组成的，在光学上我们 通常把它称为浑浊介质。它是一种强散射介质，因此在2 2 1 节中的朗伯一比尔 定律条件不能满足。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，因此用朗伯一比尔定律定量描述组织成分浓度变得很复杂。光 ，一 一 2 2刍q 一鱼q鱼一垃 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 在组织中的传播规律可以用传播理论的粒子性描述来说明，它将光的传播过程视 为光子在介质中的迁移，认为光是由分散光子组成的。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，它依赖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 度存在一分布。 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，导致郎伯一比尔定律的失效，为此有必要对该定律在强散射条件下加以修正。 1 9 8 8 年c o p em 等提出了修正的朗伯一比尔定律。在此基础上d e l a ydt 等提出微分 光路长和平均光路长的概2 3 1 。考虑生物组织的散射性质，用平均光路长代替基 本朗伯一比尔方程中的物理光路长，并给出修正的朗伯一比尔方程。 设i o 、1 分别为入射光强和出射光强，占为分子消光系数，c 为待测成分浓 度，为光在组织中的平均光路长，g 是由散射引起的光损失，则吸光度彳可表 示为： ， 彳= 一l g 一= 一= 一2 3 0 3 留，+ g ( 2 1 2 ) 。o 2 3 2 动态光谱理论 所谓“动态光谱”是指各个单波长对应的单个光电脉搏波周期上吸光度的最 大值与最小值的差值d d 构成的光谱。动态光谱法根据光电脉搏波的产生原理 检测血液成分浓度，利用动脉充盈与动脉收缩时吸光度的变化量，来消除测量中 由于皮肤组织和肌肉组织产生的个体差异【l 纠。 由于动脉的脉动现象，使血管中血流量呈周期性变化，而血液是高度不透明 液体，光照在一般组织中的穿透性比在血液中大几十倍。因此脉搏搏动的变化必 然引起近红外光谱吸光度的变化，如图2 4 所示。 考虑动脉血管充盈度最低状态，来自光源的入射光没有受到脉动动脉血液的 作用，此时的出射光强i 。眦最强，可视为脉动动脉血液的入射光i ；而动脉血管 充盈度最高状态对应光电脉搏波谷点，即脉动动脉血液作用最大的时刻，此时的 出射光强i m j 。最弱，为脉动动脉血液的最小出射光强i ，所以通过记录动脉充盈至 第二章脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 最大与动脉收缩至最小时的吸光度值，就可以消除皮肤组织、皮下组织等一切具 有恒定吸收特点的人体成分对于吸光度的影响。 动态光谱是从多个波长入射光所对应的光电脉搏波中，提取相应的脉动动脉 血液的吸光度，再由这些吸光度组成的光谱。检测得到动态光谱后，根据已知的 血液各组分的吸光系数和脉动动脉血液的等效光程长d ，即可计算出各组分的浓 度c i 。 入射光i o 弋夕 时司t 二 。 j 一。= 曩要；i jl 1，喜 j ：存 1 j 善； ；i ! ；奠0 ：p ：曩：i l 1，爿 l 驴驴驴f 驴歹矽： _ 丘i 。l - “咄+ l 晌 陋光 n 一j 、 丢 善 l 生 盆阿 盒 一 立 日 1 织吸收 液吸收 动脉血液吸收 脉血液吸收 根据修正的朗伯一比尔定律，设i o 、1 分别为入射光强和出射光强，口为分 子消光系数，c 为待测成分浓度，为光在组织中的平均光路长，g 是由散射引 起的光损失，则吸光度a 可表示为： 彳= 一- 毒丢2 - 2 3 0 3 凹，+ g ( 2 一3 ) 设生物组织的吸收系数为以，则以= 凹。代入式( 2 1 3 ) 可得： 么= 2 3 0 3 解，+ g ( 2 1 4 ) 在近红外光透射检测中，吸光度主要由被透射组织的吸收与散射构成，其中 血液散射相对较小，可忽略不计。这样，g 仅仅由除了脉动动脉血外的组织贡献， 在测量过程中保持不变。设除脉动动脉血外的被透射组织共n 层，第f 层的吸收 系数为以，动脉血的吸收系数为曲，一个光电脉搏波周期上动脉充盈时最大光 第二章脉搏血氧饱和度的测晕理论基础及动态光谱理论 路长为，。，动脉收缩时的最小光路长为，。i n ，则动脉充盈时吸光度4 和动脉收 缩时吸光度爿：可分别表示为： 爿l = 一2 3 0 3 心，。一2 3 0 3 口6 ，m 。+ g f - j 爿2 = 一2 3 0 3 胁k 。一2 3 0 3 。6 乙+ g f = l ( 2 1 5 ) ( 2 1 6 ) 设，为，一与，m j 。之差。由于除了脉动动脉血液以外的其他组织基本稳定， 不进行周期变化，因此该部分在动脉充盈和收缩时对吸光度没有影响，即式( 2 一1 5 ) 和式( 2 1 6 ) 中的第一个分量相等。则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度 之差为： 鲋= 彳1 4 = - 2 3 0 3 曲( ，。一乙缸) = 一2 3 0 3 以6 ， ( 2 一1 7 ) 在上面的推导过程中，非脉动血液和各层组织的吸收和散射的吸光度分量 都被消掉了，动脉充盈时和动脉收缩时的吸光度的差值鲋仅由动脉血的脉动吸 收部分贡献，主要反映脉动的动脉血的吸收变化。在本质上相当于在被透射组织 中，皮肤、骨骼、肌肉等除脉动动脉血液外的其他组织的影响都被去除了，只留 下纯粹的脉动动脉血部分来进行吸光度差值鲋的测量。这样一来，皮肤、骨骼、 肌肉等个体差异的影响都被去除了。 设入射光强为i o ，动脉充盈时检测光强和动脉收缩时检测光强分别为i m i 、 i 一，则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度之差为： 排4 一纠g 亡h 哇h 仨j 埘 鲥= 4 一鸣= l g ( )