一种人体无创动脉血氧饱和度检测电路设计.doc

一种人体无创动脉血氧饱和度检测电路设计科技部国际科技合作项目(2008DFR10530)资助。王永青 张志鹏 王洪瑞 刘秀玲 （河北大学电子信息工程学院，河北保定市 071002）摘要：根据动脉血液的光吸收量随脉搏波动变化的规律设计出一种人体无创脉搏血氧饱和度测试仪电路。利用DSP时序信号控制光源驱动电路和信号分离电路，实现信号同步发送和分离接收；采用压控电压源二阶低通滤波器消除杂散光的高频干扰；使用信号分离电路、高通滤波电路和次级低通滤波电路，分别提取出血氧直流信号和交流信号，并对其分别使用反相电路和交流信号放大电路，有助于AD采集，提高测试精确度。利用移动平均法对采集到的血氧交流信号进行消噪处理，提高了测试数据的准确度。关键词：动脉血氧饱和度; 无创; 检测; 血氧复合信号; 移动平均算法1、引言动脉血氧饱和度是判断人体循环和呼吸系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标1。由于心脏呈周期性收缩和舒张，使得血液脉动的流过肺部，血液中一定含量的还原血红蛋白（Hb）与肺泡中的氧气结合成为氧合血红蛋白（HbO2），然后这些氧被运载到全身的毛细血管，并且把氧释放出来，供给细胞组织的代谢。目前，血氧饱和度的测量方法可分为有创测量和无创测量。由于有创测量检测结果缺乏时效性，易对病患造成痛苦，且操作方法较为繁琐。因此逐渐被具有连续、及时、安全等特点的无创检测所代替。2、动脉血氧饱和度测量原理无创动脉血氧饱和度测试仪就是根据动脉血液对光吸收量随人体脉搏波动而变化的规律设计的。由于动脉血管搏动，动脉血液对光的吸收量呈脉动变化，称为脉动分量（即交流量I）；当心脏收缩时血容量最多，光吸收量也最大，测量到的光强度最小；而心脏舒张时血容量最小，光吸收量最小，测量到得光强度最大。而静脉血、肌肉、骨骼和皮肤等其他组织对光的吸收被认为是恒定不变的（即直流量I），如图1所示。输出光强度I DCImaxIminIAC图1 人体组织对光的吸收强度曲线动脉血氧饱和度是指在全部血液容量中，氧和血红蛋白的含量占全部可结合氧含量的百分比2，即 （1）当以一个特定波长光照射测试部位时，按照Lambert-Beer定律，且血液对光的吸收程度主要与血红蛋白含量有关3。通过测试部位后的光强为： (2)其中，I0为入射光强，0、C0和L分别为非脉动成份的人体组织和静脉血的总吸光系数、光吸收物质浓度和光路径长度；HbO2、CHbO2分别为动脉血液中氧合血红蛋白（HbO2）的吸光系数和光吸收物质浓度；Hb、CHb分别为动脉血液中还原血红蛋白（Hb）的吸光系数和光吸收物质浓度。 入射光路径长度L会随动脉血管的舒张和收缩发生变化，假设当入射光路径长度变化L时，透射光强变化量为IAC，则： (3)若使用两种波长为1和2的光束分别照射测试部位，则可推导出： (4)(5)若选择波长为2的入射光线，使HbO22=Hb2，并令，则动脉血氧饱和度SaO2为： (7)根据血液氧合血红蛋白（HbO2）和还原血红蛋白（Hb）在红光和近红外光区的吸收光谱曲线可知，在波长650nm附近处，两种血红蛋白的吸光系数相差最大；在波长805nm附近，氧合血红蛋白的吸光系数近似等于还原血红蛋白的吸光系数，并且在波长850nm-950nm的范围内，两物质吸光系数曲线近似重合，如图2所示4。综合考虑实验条件等因素，在实验中选择波长分别为660nm和940nm的两种发光二极管作为测试发光光源。 氧合血红蛋白 还原血红蛋白1.51.20.90.60.30吸光系数波长/nm600 700 800 900 1000图2 氧合血红蛋白和还原血红蛋白吸收光谱曲线3、硬件电路设计及其工作原理光源驱动电路测试光源血氧饱和度数据显示光电池I/V、放大电路低通滤波电路与反相电路高通滤波电路交流信号同相放大电路低通滤波电路信号分离电路AD转换信号处理时序信号DSP手指图3动脉血氧饱和度监测仪电路框图Fig.3 The circuit block diagram of arterial oxygen saturation monitor人体动脉血氧饱和度监测仪电路框图如图3所示，由DSP时序信号控制光源驱动电路和信号分离电路，同步发送、接收测试信号；通过低通滤波电路消除杂散光干扰，利用次级低通滤波电路和高通滤波电路分别获得计算血氧饱和度需要的血氧直流信号和交流信号；为方便数据采集处理，提高测试精度，设计了直流信号反相电路和交流信号同相放大电路。3.1 光源驱动电路本测试仪测试光源驱动电路如图4所示，其中RLED-CTRL1、RLED-CTRL2、 IRLED-CTRL1和IRLED-CTRL2为DSP控制时序信号端。由DSP产生频率为200Hz的时序控制信号（如图5所示），驱动红色发光二极管D1和红外发光二极管D2交替发光。在T1时刻Q1、Q4导通，Q2、Q3截止，红色二极管D1发光。在T3时刻 Q1、Q4截止，Q2、Q3导通，红外二极管D2发光。在T2和T4时刻，由于Q1、Q2、Q3、Q4均截止，D1和D2都不发光。实现了测试光源按红光-熄灭-红外光-熄灭的顺序周期性工作。图4 测试光源驱动电路Fig.4 The driving circuit of testing sourcerled-ctrl1rled-ctrl2irled-ctrl1irled-ctrl2T1T2T3T4图5 DSP时序控制信号Fig.5 DSP sequence control signal3.2 光电转换、I/V转换与放大电路UO1iBT图6 光电转换及I/V转换、放大电路Fig.6 photoelectric and I/V conversion and amplifying circuit光电转换与I/V转换电路如图6所示，本测试仪采用硅光电池作为光电转换元件，由于硅光电池的光谱响应范围为400nm-1100nm5，峰值波长在850nm附近，与波长为850nm和940nm的两种光源匹配。将光电池与输入阻抗等效为0的I/V变换器相连，使硅光电池处于准短路状态，以保证入射光强与输出电流成线性关系。本测试仪采用反相输入型I/V转换电路，将光电池检测到的电流信号转换为电压信号。据图1可知，光电池采集到的脉搏血氧信号为反相信号，因此反相比例放大电路可将血氧信号转化为正相信号。取R7=100K,则 (8)3.3初级二阶低通滤波电路光电池接收到的红光、红外光信号中混有各种杂散光干扰信号，由于人体脉搏信号的主要频率范围为0.1Hz-10Hz6。因此可以使用截止频率为20Hz的低通滤波电路最大限度的消除50Hz工频干扰及其他的高频干扰信号，提取出血氧复合信号（UDC+UAC）。由于有源滤波器具有开环增益高、频率调节范围宽、频率稳定度和精度好等特点，因此本监测仪使用压控电压源二阶低通滤波电路（如图7所示）。UO1UO2图7 二阶低通滤波电路Fig.7 Second-order low pass filter其中，截止频率 (9)其中选取C1=C2=C=0.1，则R10=R11= 67.8 K (10)因为当Q=0.707时，压控电压源二阶低通滤波电路幅频特性最好，所以 (11)又因为 (12)并根据二阶低通滤波的同相、反相输入端外接电阻应当基本对称的原则，即 (13)将式（12）和式（13）联立可求得R8=183.5 K，R9= 107.5 K。3.4 红光、红外光复合信号分离电路通过二阶低通滤波电路后，输出的血氧信号为红光和红外光的复合信号。由式（7）可知，在血氧饱和度计算中分别需要红光直流信号UDC1、红光交流信号UAC1、红外光直流信号UDC2和红外光交流信号UAC2，因此本测试仪设计了红光和红外光信号分离电路，如图8所示。信号分离元件采用四双向模拟开关CD4066（U2），当CNTL为高电平时，开关导通，输出信号即为输入信号。当CNTL为低电平时，开关截止。因此，由DSP时序信号（图5）控制四个选通端CNTL。在T1时刻，开关U2B导通，输出红光信号（UDC1+ UAC1）；在T3时刻，开关U2C导通，输出红外光信号（UDC2+ UAC2）；在T2和T4时刻，输出信号为零。实现了红光和红外光信号的分离，并且分离后的红光、红外光时序信号与光源驱动时序信号相对应。在信号分离电路之后设计电压跟随器U3，提高输入阻抗，降低输出阻抗，以减少微弱血氧信号在后续电路中的衰减，并可起到隔离缓冲的作用。UO3UO3UO2图8 红光、红外光复合信号分离电路Fig.8 The anti-Rossi circuit of red and infrared Compound signal3.5 二阶高通滤波电路根据式（7）可知，在计算动脉血氧饱和度时，分别需要脉搏血氧信号中的直流分量UAC和交流分量UDC。因此，本测试仪采用了压控电压源二阶高通滤波电路消除直流分量（如图9所示），截止频率设为0.1Hz。高通滤波电路的输出信号即为脉搏血氧信号的交流分量UAC1和UAC2。UO4(UO4)UO3(UO3)图9 二阶高通滤波电路Fig.9 Second-order high pass filter其中，截止频率fc=1/2RC=0.1Hz，取C3=C4=1F，则R14=R15=R=1.6M。与二阶低通滤波电路同理，当Q=0.707时，电路幅频特性最好，经计算得R12=4.3M，R13= 2.5M。3.6 交流信号同相放大电路UO5(UO5)UO4(UO4)图10 交流信号同相放大电路Fig.10 The amplifying circuit of ac signals经过高通滤波后的血氧信号脉动分量远小于恒定量，即UACUDC，为方便数据处理，提高计算精度，需对高通滤波后的红光、红外光脉动信号UAC1和UAC2放大一定倍数。并且只有在UAC1和UAC2放大相同倍数时，血氧饱和度计算才不会受到影响。因此，设计双路同相比例放大电路（如图10所示）分别对红光、红外光脉动信号UAC1和UAC2进行放大。3.7 次级二阶低通滤波电路和反相电路由于血氧信号中脉动分量相对于恒定量较微弱，为方便AD采集，简化软件设计程序，提高监测数据精确度，本测试仪通过截止频率为0.1Hz的低通滤波电路，如图11所示，从复合信号（UAC+UDC）中提取出直流分量UDC。此外，由式（12）可知红光、红外光分离电路的输出信号UDC + UAC0，又因为UACUDC，因此UDC0，为在AD转换时方便数据采集，本测试仪使用反相电路，使得UDC *0。UO6(UO6)UO3 (UO3)图11 次级低通滤波和直流反相电路Fig.11 Secondary low pass filter and reverse circuit4、移动平均法处理数据移动平均法是通过平均和移动的作用消除数据中的异常干扰的一种时间序列的分析方法7，因此本测试仪采用此法消除血氧信号脉动分量中的低频干扰信号。血氧饱和度计算公式（式7）中的IAC即为采集到的血氧交流信号UAC的最大值UACmax。因此运用移动平均法获得多个心动周期的红光信号和红外光信号最大值的移动平均值（U1*AC和U2*AC），然后代入式（7）计算血氧饱和度。首先通过双边阈值检测法设定的阈值K，找到最大值点UACmax1，并作为信号基准点，然后找到第二个最大值点UACmax2，以 UACmax1和UACmax2的时间长度为周期，依次找到UACmax3 ，UACmax4 ，UACmax5 ，UACmaxn，则信号最大值的移动平均值为： (14)5、 结论依据动脉血液对光吸收量随人体脉搏波动而变化的规律设计了无创动脉血氧饱和度测试仪电路原理图。压控电压源二阶低通滤波电路的使用在一定程度上降低了杂散光对于测试的影响；采用高通滤波电路和次级低通滤波电路，分别获得了血氧交流信号和直流信号；设计了反相电路，方便了数据采集和AD转换；设计了双路同相比例放大电路，同倍数放大微弱的血氧交流信号，提高了测试数据的计算精确度。运用移动平均法对采集到得血氧交流信号进行消噪处理，有效的提高了测试数据的准确度。参考文献1 王丽, 李书平, 牟玲, 等.主动脉表面脉搏血氧饱和度信号采集实验观察J. 中国医疗设备,2009,24(05):11-14. 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