脉搏血氧饱和度检测仪.doc

无创脉搏血氧饱和度检测仪Non-invasive Pulse Monitor of Oxygen Saturation of Blood学 生 姓 名袁华专 业生物医学工程学 号100811213指 导 教 师黄丹飞学 院生命科学技术学院二一三年六月摘 要在病人救治过程中，实时提取生命体征数据能大大提高救治效率，特别是对于昏迷、麻醉的受害者。脉搏血氧饱和度是生命体征中最重要标志之一，依靠连续的脉搏血氧饱和度检测能监控病人的体征状况，进行诊断并给予有效救治。本文介绍了基于FPGA设计的检测主动脉脉搏血氧饱和度的系统方案，主要描述了应用脉搏血氧饱和度技术于连续监测血氧饱和度信号的原理和硬件结构。关键词：血氧饱和度 无创 朗伯-比尔定律 LabVIEWAbstractIf the doctor can measure some real-time vital signs of sufferer during the medical treatment,the resue efficiency will greatly improve, especially for the victims of the coma or anesthesia.The pluse and arterial blood oxygen saturation degree are the most important vital sign of a human, rely on continuous pulse oxygen saturation detection to monitor the patients symptoms, diagnosis and effective treatment. Introduced in this paper, based on the FPGA design of detection system solutions in the aortic pulse oxygen saturation, mainly describes the application of pulse oxygen saturation technology continuous monitoring of the blood oxygen saturation signal principle and hardware structure.Key words: oxygen saturation; non-invasive; Lambert-Beer; LabVIEW16 / 20目 录摘 要IAbstractII第1章 绪论11.1 课程研究背景及意义11.2 国内外现状11.3 研究内容2第2章 系统设计32.1 设计原理32.2 设计方案及软硬件设计52.2.1 系统框图52.2.2 指套传感器62.2.3 光调制时序信号及驱动调制电路62.2.4 电流-电压转换及前置放大电路82.2.5 滤波电路92.2.6 锁相放大电路102.2.7数字电路设计112.2.8 程序设计132.3 存在的问题及改进方法13第3章 结论与体会15参考文献16 . 第1章 绪论1.1 课程研究背景及意义氧是维系人类生命活动的基础，正常情况下，人体的血液通过心脏的收缩和舒张脉动地流过肺部，血浆中溶解有2的氧，称之为PaO2，即动脉血液中的氧分压。其余大部分的氧与动脉血液中的血红蛋白结合成为氧合血红蛋白后进入组织，表示为HbO2。这些氧通过动脉系统一直到达毛细血管，然后将氧释放，维持组织细胞的新陈代谢。相对地，用Hb表示没有与氧结合的血红蛋白，即还原血红蛋白。血氧饱和度就定义为氧合血红蛋白在动脉血液中所占的比例。能否充分吸入氧气，使动脉血液中溶入足够的氧，对维持生命是至关重要的。及时检测动脉中氧含量是否充分，是判断人体呼吸系统、循环系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标。临床上一般通过测量血氧饱和度来判断人体血液中的含氧量。血氧饱和度的测量方法可分为有创测量和无创测量两种。有创测量方法是先进行人体采血，再利用血气分析仪进行电化学分析, 测出血氧分压PaO2，计算SaO2。该方法比较麻烦, 且不能进行连续的监测。无创血氧饱和度检测主要采用双光束透射式方法，就是鉴于氧合血红蛋白和还原血红蛋白在不同波长的红外光区、红光区有独特的吸收光谱，由不同波长的红光和红外光通过生物组织的吸光度相对变化值之比推算SaO2，从而对生物进行无损检测。现今应用在临床的脉搏血氧饱和度检测仪大部分都是集中式控制，设备体积大，使用不方便，价格昂贵且不利于管理。在野外、危险区域，医生不便携带这些设备，影响受害者得到及时救治，甚至造成二次伤害，限制了其相关应用。另外随着人类生活质量的提高，健康成为人类生活中最重要的追求。脉搏血氧饱和度信号可以帮助人们实时观察自身健康状况。特别对于运动员，更希望在运动中突破自己生理极限取得更好成绩。因此体积小、价格便宜的无创式脉搏血氧饱和度测量仪具有很大的实用价值。1.2 国内外现状目前，有创血氧饱和度检测方法有Van Slyke检压法和氧电极法，无创检测主要是基于红外光谱法。国内外运用红外光谱法进行血氧饱和度的测量已经取得较大成功，并大范围应用于临床。世界上比较知名的血样产品品牌有Neller、Massimo、Philips和CSI等。Neller公司近年来研究出一种新型血氧探头，MAX-FAST前额粘贴式传感器。国内也有很多血氧饱和度检测仪的研究机构，如北京惠普生物医学工程公司的血氧饱和度探测接头、华中科技大学的脉搏血氧多波长测量方法及其脉搏血氧饱和度监护仪、西安蓝港数字医疗科技股份有限公司的手指血氧仪等。1.3 研究内容现有市场上的无创脉搏血氧仪价格都较昂贵,难以完全满足家庭社区保健监护的需要。因此，本课题旨在设计一种价格适宜，适用于家庭社区的便携式无创脉搏血氧饱和度测量仪。本文主要研究根据无创脉搏血氧饱和度测量仪的测量原理，设计的以AT89C52芯片为核心处理单元的无创脉搏血氧饱和度测量仪的硬件电路。编程产生时序，控制光源驱动电路；编程实现数据采集及控制整个硬件系统；采用数字滤波技术减少噪声干扰和减少基线漂移等软件设计。第2章 系统设计2.1 设计原理血液的氧含量一般用血液中氧合血红蛋白占总血红蛋白的百分比来表示,称为血氧饱和度,即SaO2=HbO2HbO2+Hb100% （1-1）式中， SaO2表示血氧饱和度，HbO2和Hb分别表示血液中的氧合血红蛋白与还原血红蛋白。无创脉搏血氧饱和度测量是以朗伯-比尔定律（Lambert-Beer)为基础，利用近红外光谱吸光光度测定原理。由于血液中不同成份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可以换算出血液中不同成份的含量。由朗伯-比尔定律，知 logI0I=Kbc （1-2）式中I0为入射的单射光强度；I为透过光强；K是比例常数，与入射光的波长、物质的性质和溶液的温度等因素有关；b是液层厚度；c是溶液浓度。当I=I0时，logI0I=0，表示溶液对入射光完全未吸收；当I0一定时，I值越小，则logI0I值越大，表示溶液对入射光的吸收程度越大，透过光的强度则越小。可见logI0I值的大小能说明溶液对入射光的吸收程度，所以通常将logI0I值称为吸光度，用符号A表示。因此，朗伯-比尔定律也常写为：A=Kbc （1-3）朗伯-比尔定律表明：当一束平行单色光通过均匀、非散射的溶液时，其吸光度与该溶液的液层厚度及浓度的乘积成正比。II0=T，称为透光度（率）。通常II0100%=T%称为百分透光度（率）。吸光度与透光率关系的各种表达式为：A=logI0I=-logII0=-logT=Kbc （1-4）上式中的比例常数K值随溶液浓度c所采取的单位不同而不同。若浓度的单位为gL-1，厚度b的单位为cm时，则K用a表示，a称为吸光系数，其单位为Lg-1cm-1。此时，式（1-3）写为：A=abc （1-5）a=Abc （1-6）若浓度的单位为molL-1，厚度b的单位为cm时，则K用表示，称为摩尔吸光系数，其单位为Lmol-1cm-1。此时，式（1-3）写为：A=bc （1-7）=Abc （1-8）摩尔吸光系数是在特定波长下吸光物质特征常数，表明物质对某一特定波长光的吸收能力，是有色物质的重要特性。它与入射光波长、溶液性质、温度有关，还与测量仪器质量有关。当这些条件一定时，摩尔吸光系数值为一常数，其值越大，表示此吸光物质对某波长的光吸收能力越强，其测定的灵敏度就越高。无损伤脉搏血氧饱和度测量是基于动脉血液对光的吸收量随动脉搏动而变化的原理。假设波长为、光强为I0的单色光垂直照射人体，当透光区域动脉血管搏动时，动脉血液对光的吸收量将随之变化，而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收是恒定不变的。如果忽略由于散射、反射等因素造成光的衰减,按照Lambert-Beer定律,通过人体透射光的强度为：I=I0F10-a1c1+a2c2L=I010-a1c1+a2c2L （1-9）其中，a1、c1分别是动脉血液中HbO2的吸光系数和浓度，a2、c2分别是Hb的吸光系数和浓度，L是动脉血液的光路长度，F是皮肤、肌肉、骨髓和静脉血液等其它组织的吸光率，由(1-9)式得动脉血液的吸光度为：A=logI0I=a1c1+a2c2L （1-10）假如均质组织为血管，当动脉血脉动时，动脉血液光路长度发生变化，L将有一个L的改变，此时透射光I也将有一个I的改变，而其它组织的吸光率F不变，即I0=I0F不变，由此引起动脉血液吸光度变化为：A=AI-I-AI=logI0I-I-logI0I=logI0I-I=a1c1+a2c2L （1-11）由（1-11）式可求得动脉血液中的血氧饱和度：SaO2=c1c1+c2=A(a1-a2)(c1+c2)L-a2a1-a2 （1-12）式（1-12）中的SaO2与(c1+c2)和L有关，为了消除这两个参数，采用另一路波长为的单色光对手指组织同时进行透射和测量，可得类似的公式：SaO2=c1c1+c2=A(a1-a2)(c1+c2)L-a2a1-a2 （1-13）其中a1与a2分别是动脉血液中HbO2和Hb对波长为的单色光的吸光系数。联立（1-12）与（1-13）式，可得：SaO2=a2AA-a2a1-a2-AA（a1-a2） （1-14）当波长=805nm时，a1=a2，（1-14）可简化为：SaO2=a2AAa1-a2-a2a1-a2=B1AA+B2 （1-15）当动脉血管搏动时，透射光强由最大值Imax减少到Imax-Imax，由此而引起动脉血对和两束光的吸光度变化量分别为：A=logImaxImax-Imax （1-16）A=logImaxImax-Imax （1-17）将上两式代入（1-15）式，并考虑ImaxImax和ImaxImax远小于1，得：SaO2=B1logImaxImax-ImaxlogImaxImax-Imax+B2 =B1log1-ImaxImaxlog1-ImaxImax+B2 =B1ln1-ImaxImaxln1-ImaxImax+B2 B1ImaxImaxImaxImax+B2 （1-18）只要测定两路透射光最大光强Imax和Imax以及由于脉搏搏动而引起透射光强最大变化量Imax和Imax，代入上式，就可计算出动脉血液的血氧饱和度。为了增大检测灵敏度，B2值尽可能小。2.2 设计方案及软硬件设计2.2.1 系统框图如图1所示，该方案是基于单片机AT89C52的脉搏血氧检测系统，它的硬件部分由模拟电路和数字电路两部分组成。其中，夹指传感器、驱动调制电路、电流电压转换电路、信号放大滤波电路和锁相放大电路构成模拟电路；数字电路是以单片机89C52为核心对模拟电路获得的信号采用模数转换器MAX195进行采集，并将采集信号通过串口芯片MAX232送计算机进行信号处理和存储，此部分将在以后的进行研究。图1 脉搏血氧饱和度检测系统框图2.2.2 指套传感器无创脉搏血氧饱和度的测量是基于动脉血液对光的吸收量随动脉搏动而变化的原理设计的。将脉搏血氧仪的探头套在手指上, 上臂固定的发光二极管发出光, 下臂的光电探测器将透过手指动脉血管的光信号转换成电信号。根据检测得到的电信号的强弱, 便可计算出血氧饱和度的值。指套式传感器的原理结构简图如图2所示。图2 指套传感器原理图这里我们采用由波长为660nm的红光LED发光二极管和波长为940nm的红外光LED发光二极管集成的OL66940TMF发光芯片、OP30TMF光电接收管及硅胶来构成夹指传感器。因为在940nm的红外光和660nm的红光这两波长处，氧合血红蛋白和还原血红蛋白对光的吸收差别较大。这样构成的夹指传感器能够解决在脉搏血氧饱和度测量过程中，由于光电信号较微弱，极易受到周围环境光及暗电流的影响，尤其在较强的环境光的照射下，光电接收管的检测结果会出现很大的噪声这一重要问题。2.2.3 光调制时序信号及驱动调制电路由于人体光电容积脉搏波信号是变化较缓慢且强度较弱的信号，容易受到环境光、暗电流及硬件电路中的其他干扰，如果该脉搏波信号不经过变换处理而直接放大，则有用的脉搏波信号会被淹没在噪声之中，以至于检测不到，不利于计算得到人体脉搏血氧饱和度。在这种情况下，利用一定频率的光信号调制光电容积脉搏波信号，能够有效的解决该问题。光调制的目的是把所需要检测的脉搏波以信号变化的形式载到光波上去。由于调制信号的频率选定为工频噪声的整数倍则可以降低工频干扰，为此，在本课题中将调制方波信号选定为1kHz，用以将光电容积脉搏波信号调制成脉冲调幅波。光调制过程中，两个发光光源LED发出的光调制信号的时序是通过89C52单片机产生的，分别为方波信号A和B，时序如图3所示。它们用来驱动传感器上波长为660lun和940nm的发光二极管LED按红光，不发光，红外光，不发光的顺序轮流交替转换，以调制光电容积脉搏波信号。其中，方波A的频率为2kHz,用以控制LED亮和灭，方波B的频率为1kHz，它是芯片CD4053的A通道模拟开关的控制信号，控制两个LED轮流导通。以此原理产生两路频率为lKHz，占空比为25%的光调制方波信号，与占空比为50%的光调制信号相比，这种方波驱动信号能够在保证发光二极管发光光强的同时降低流过发光二极管的平均电流，从而降低发光二极管在工作时产生的热量，以免当发光管平均电流过大时造成发光管产生较大的热量，给测试对象造成不适感觉；另外占空比为25%的光调制信号可以使光通过人体脉搏组织后的分光解调比较容易，且可以消除由于信号混叠产生的噪声。图3 时序图为保证发光二极管发出的光强度恒定，在光源驱动电路中采用了驱动调制电路的设计方案，如图4所示。由于采用光调制法，因此波长为640nm和960nm两个发光二极管轮流发光，互不影响。该驱动调制电路是由运算放大器OP07，NPN三极管及芯片CD4053等组成，其中流过发光二极管的电流可由公式I=VNIR计算得到。由于发光二极管的额定正向电流和电压分别为I=20mA，VNI=5V，因此由公式计算得，电阻R=250。由于LED光源驱动电流的稳定性会影响LED光源光强的稳定性，以至影响到检测结果的稳定性，该驱动调制电路能够使LED光源驱动电流恒定不变，从而使得LED光源光强较为稳定，为提高本系统的稳定性及测量精度打下了坚实的基础。图4 驱动调制电路2.2.4 电流-电压转换及前置放大电路如图5所示，该电路由电流电压转换电路，同相反相电路及仪器仪表放大器AD620构成。图5 电流电压转换及前置放大电路 红光和红外光信号透过手指,经光电二极管转换后的电流信号极其微（级），通过由电阻R1=1电容C1=40pF及运算放大器OP07构成的电流-电压转换电路后，电流信号转变为电压信号且被放大了。此外，R1及其并联电容C1构成截止频率为fc=12R1C1的低通滤波电路，可以在一定程度上消除高频噪声，以达到减小噪声带宽，提高信噪比的效果。为了进一步抑制噪声，提高检测电路的共模抑制比，通过由TL082与电阻构成的同相和反相电路将电流电压转换后的信号送到仪器放大器AD620的同相和反相输入端，在抑制噪声和共模干扰的同时对信号再进行约10倍放大。信号经过仪器放大器AD620后能够输出比较稳定且幅度满足采集系统要求的信号。2.2.5 滤波电路为了进一步有效的抑制各种干扰,特别是50Hz工频干扰及高频噪声的影响，从而获得有用的测量信号，提高信噪比，在检测电路中设计了50Hz工频陷波器和带通滤波器。其中，带通滤波器由低通和高通滤波器构成，它的上下截止频率分别设定为0.9kHz和2.IkHz，主要在消除高频噪声影响的同时，保留1kHz和2kHz两个频段上的有用信号。其电路结构如图6所示。图6 带通滤波器50Hz工频陷波器运用了具有双运放型的结构，此结构可获得较高的品质因子Q。能够较好的抑制50Hz工频干扰。其中品质因子Q可通过调整R47和R47两个电阻,且不会造成工频陷波器中心频率的改变。品质因子Q值的大小可由公式R45=2QR47确定，本系统将该50Hz工频陷波器的品质因子Q值设定为10，这样既能在保证有用信号基本没有衰减的情况下，同时又能有效的抑制50Hz的工频干扰。其电路结构如图7所示。图7 工频陷波器2.2.6 锁相放大电路根据2.2.3所述，光电容积脉搏波信号调制到了载波频率为1kHz占空比为25%的方波信号上，为了分离解调出红光和红外光两路脉搏波信号，本系统采用了锁相技术进行解调，从而减少检测时的噪声，提高系统的信噪比。为了实现检测电路的锁相解调功能，在乘法器的设计上，采用了数字开关式乘法器。在积分器的设计上，运用了两个运算放大器构成三阶有源巴特沃斯低通滤波器，其电路结构如图8所示。图8 三阶有源巴特沃斯低通滤波器2.2.7数字电路设计数字电路部分为整个检测系统的核心部分，它负责产生系统的控制信号，并将模拟电路中获得的模拟信号转换成数字信号，然后通过串口与计算机通信将数据传输送到计算机进一步计算和处理。数字电路部分由以下几个功能模块组成：(l)单片机：以单片机89C52为核心，负责整个系统的控制、数据采集、数据传输以及送计算机等功能。以单片机为核心的系统流程如图9所示。图9 以单片机为核心的系统流程图(2)模数转换电路：由模数转换器MAX195构成，负责将模拟电路获得的模拟信号转换为数字信号。MAX195与单片机AT89C52的连接结构如图10所示。图10 MAX195与单片机AT89C52的连接结构图(3)串口传输电路：该电路负责与计算机进行串口通信，将计算机的命令发送给单片机，并且将数字电路获得的数据送入上位机。串口传输接口电路如图11所示。图11 串口传输接口电路图2.2.8 程序设计这里，我们使用LabVIEW编写单片机程序。该程序实现单片机对模拟电路的控制，信号的采集，以及与计算机之间的串口通信。LabVIEW 使用“所见即所得”的可视化技术建立人机交互界面，并使用图形化的符号而不是文本的语言来描述程序的行为，使用起来比较简单、明了，容易上手。整个LabvIEW程序由串口通信模块、时序控制模块、信号采集模块、数字锁相模块、数据处理及存储模块五部分组成。2.3 存在的问题及改进方法（1）传感器不能与指尖紧密贴合，造成发光管漏光或光敏管被外界杂光干扰的现象，这将对后期的信号处理带来难度，很难实现较高的精度和准确度。所以应加强血氧探头的设计与改造，确