基于LabVIEW的脉搏血氧检测系统设计

1、山西大学学报( 自然科学版) 33( 1): 92 96, 2010 journal of shanxi university( nat. sci. ed. ) 文章编号: 0253-2395( 2010) 01-0092 -05 基于 labview 的无创脉搏血氧检测系统设计 姚峰,乔晓艳,董有尔 ( 山西大学 物理电子工程学院, 山西 太原 030006) 摘要: 设计了一种无创光电容积脉搏波检测系统, 它借助 labview 图形化虚拟仪器开发平台, 利用 labview 产生时序信号, 调制夹指传感器拾取的光电容积脉搏波. 通过前置放大滤波及信号调理电路, 然后采集脉搏波. 经 过基

2、于 labview 的数字锁相技术, 最终解调获得光电容积脉搏波信号. 实验结果表明, 该系统可以实现无创脉搏 波实时检测、脉搏波形回放、储存和分析等功能. 关键词: labview ; 数字锁相技术; 血氧饱和度; 光电容积脉搏波 中图分类号: r319文献标识码: a 血氧饱和度是临床医学上重要的生理参数, 它是衡量人肺的氧合能力及人体血液携氧能力的重要指 标 1,2. 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 3. 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

3、检测精度的提高. 血氧饱和度是从光电容积脉搏波中提取光谱信息计算得到的, 因此 ,光电 容积脉搏波是脉搏血氧饱和度检测的关键. 光电容积脉搏波是某个测量部位血液容积的光电描记 ,由于它容 易受多种因素影响, 为了提高其抗干扰能力, 获得较好的光电容积脉搏波波形, 本文利用虚拟仪器开发平台, 设计了一种基于 labview 的数字锁相放大器. 它采用数字乘法器和数字滤波器取代模拟器件,并在动态范 围、 线性失真、 噪声抑制方面的性能远优越于模拟器件 ,尤其是零点漂移这一重要特性 4 . 数字锁相放大器借 助虚拟仪器 labview 的优势 ,极大地提高了光电容积脉搏波检测的抗干扰能力和测量精度.

4、 此外 ,虚拟仪器是以软件为核心的结构体系, 具有极强的灵活性 . 由于大多数生理信号频率较低,对采集 系统没有特殊的要求 ,完全可以借助虚拟仪器实现一台计算机对脉搏波 、 呼吸波、心电图 、 血压 、 血氧等生理 参数的采集、 存储、 处理和分析等功能. 因此, 设计基于虚拟仪器的脉搏血氧检测系统具有广泛的应用价值. 1测量原理 血氧饱和度( sao2) 是指人体血液中血红蛋白实际结合氧气的量与其最大结合氧气的量的百分比 . 血氧 饱和度的定义为 2 sao2= chbo2 chbo2+chb ( 1) 其中 ,chbo2、 chb分别为氧合血红蛋白和还原血红蛋白浓度 . 当入射光透过某种溶

5、液时 ,其光吸收特性遵循 lambert-beer 定律 5 ,可描述为 i i0 =10 - cl ( 2) 其对数化表示为 a =lg i i0 =- c ; l( 3) 收稿日期: 2009-06-21; 修回日期: 2009-09-18 基金项目: 山西省自然科学基金( 2007011041); 山西省高校科技开发项目( 20081001) 作者简介: 姚峰( 1986 -), 男, 江苏镇江人, 硕士生, 研究方向: 生物医学信息检测与处理. 通信联系人: e-mail: xyqiao sxu. edu. cn doi : 10. 13451/ j. cnki . shanxi. u

6、niv( nat. sci . ) . 2010. 01. 034 其中 i0、i 分别为入射光强度和透射光强度 ,c、 、a 分别为物质的浓度、 吸光系数和吸光度, l 为光路长度. 当两个不同波长的光 1与 2透过血液时,根据( 1) 式和( 3) 式 ,可得到血液对波长为 1与 2的吸光度 方程 ,联立可推算出血氧饱和度计算式为 5 sa2o = 2q -2 ( 2-1) q -( 1-2) ( 4) 其中 1和 2为 hb 和 hbo2在波长 1处的吸光系数, 1和 2为 hb 和 hbo2在波长 2处的吸光系数, 通常 为一常数 . q = a 1 a 2 ,其中 a 1 和 a 2

7、 分别为血液对 1和 2波长光的吸光度 . 由( 4) 式可知 ,脉搏血氧饱和度是按照人体组织对不同波长的红光和红外光的吸光度之比( a 1/ a2) 推 算出的,比值 a 1/ a2 与脉搏血氧饱和度的函数关系应为线性关系 ,但由于生物组织是一种强散射、弱吸收、 各向异性的复杂光学系统, 不完全符合经典的 lambert-beer 定律 ,因而导致了表达红光和红外光吸光度相 对变化的测量值与脉搏血氧饱和度之间关系的数学模型建立困难,只能通过定标曲线的方法来确定a 1/ a2 与 sao2的对应关系 6 . 由于光电容积脉搏波幅值可反映透射光的强度, 而透射光强度与吸光度的比值 a 1/ a2

8、 成一定函数关系 . 因此 ,可根据测得的脉搏波幅值对脉搏血氧饱和度 sao2进行定标, 最终获得可靠 的脉搏血氧饱和度值 . 2系统设计 2. 1硬件系统设计 脉搏血氧检测系统总体上由硬件和软件两大部分组成, 其系统框图如图 1 所示 . 硬件部分由夹指传感 器、 恒流源电路 、 信号放大调理电路 、 ni6251数据采集卡组成 . 软件部分是以计算机为基础的虚拟仪器开发 软件平台 . 图 1脉搏血氧检测系统框图 fig . 1system diagram of the detection of pulse oxygen 2. 1. 1 夹指传感器 根据检测原理, 综合考虑设计了由 ol66

9、940tmf 发光芯片 、op30tmf 光电接收管及硅胶构成的夹指 传感器. ol66940tmf 发光芯片是 660 nm 的红光 led 和 940 nm 的红外光 led 集成的. 红光 led( red) 和红外光 led( ired) 是共阳极的,起到简化电路设计的作用 ,两个 led 正向工作电流为 20 ma . op30tmf 在零偏状态下具有良好的线性和较低的暗电流,有利于对微弱的光信号进行检测, 它的光谱响应范围较宽, 尤其在 600 nm 到 1 000 nm 之间. 硅胶的隔光透射能力比较好,把 ol66940tmf 发光芯片和 op30tmf 光 电接受管置于其中,

10、 能较好的降低来自外界光的干扰. 2. 1. 2 光调制时序信号及恒流源驱动电路 由于人体脉搏血氧信号是变化缓慢且强度较弱的信号 ,容易受到背景光和暗电流的干扰 ,如果不经过变 换调制处理而直接进行放大, 则有用的脉搏血氧信号会被淹没在噪声之中 ,以至于检测不到. 这种情况下 ,利 用一定频率的光信号调制脉搏血氧信号 ,能够有效地解决此问题 . 光源的两路时序信号通过 labview 控制 ni6251 采集卡产生 ,分别为方波信号 a 和 b . 它们用来驱动 传感器上波长为 660 nm 和 940 nm 的发光二极管按红光 ,不发光, 红外光 , 不发光的顺序轮流交替转换 ,调 制脉搏血

11、氧信号 . 方波 a 的频率为 2 khz,控制 led 亮和灭, 方波 b 的频率为 1 khz, 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 . 93 姚峰等: 基于 labview 的无创脉搏血氧检测系统设计 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计方案 ,如图 2 所示 . 它由 运算放大器 op07, 三极管和 cd4053 等组成, 流过发光二极管的电流可由公式 i =v ni r 计算得到. 由于发光 管的正向电流和电压分别为 i = 20 ma ,vni=5 v , 因此电阻 r=250 . 图 2恒流源驱动

12、电路 fig . 2constant current source driving circuit 图 3电流电压转换及前置放大电路 fig . 3current-voltage and preamplifier circuit 2. 1. 3 电流电压转换及前置放大电路 如图 3 所示 ,该电路由光电转换电路,同相反相电路及仪器放大器 ad620 构成. 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弱( a 级) , 通过由电阻 r1=1 m,电容 c1= 40 pf 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. 由于电流-电压转

13、换电路处于系统的前端 ,直接影响到整个系统的信噪比 . 为此 ,选择高精度运算放大器 op07,它具有极低的输入失调电压和失调电压温漂 ,较低的输入噪声电压幅度 ,较高的共模抑制比等优点. 此外 ,r1及其并联电容 c1构成截止频率为 fc= 1 2 r1c1 的低通滤波电路, 以减小噪声带宽 、 提高信噪比 . 为了进一步抑制噪声 ,提高共模抑制比, 通过同相和反相电路将信号送到仪器放大器 ad620 的同相和 反相输入端,同时信号再进行约 10 倍放大. 由于仪器放大器 ad620 具有高精度、低噪声 、 高共模抑制比 、 低 输入偏置电流和低功耗等特性 ,可以提高系统的输入阻抗, 有效抑

14、制温漂并抵消随机噪声 ,减少共模干扰 ,提 高信噪比 . 信号经过仪器放大器 ad620后 ,就能输出比较稳定和幅度满足采集系统要求的信号 . 2. 2锁相放大技术 根据 2. 1. 1 所述 ,脉搏血氧信号被调制在频率为 1 khz的方波信号上, 为了解调脉搏血氧信号, 采用了 数字锁相技术, 从而减少检测时的噪声 ,提高信噪比. 锁相放大是以相干检测技术为基础 ,利用参考信号频率 与输入信号频率相关 ,而与噪声信号不相关, 从而从较强的背景噪声中提取出有用的信号. 锁相放大器主要 由相关器构成, 而相关器是由乘法器和积分器组成的. 设输入信号为 vs( t) + n( t) , 其中 vs

15、( t) 为待测有用信号, n( t) 为噪声信号 ,参考信号为 vr( t) , 则积分器 输出信号 v0( t) 为 v0( t)=lim t 1 2t t - t ( vs( t)+n( t) ) v r( t) dt = lim t 1 2t t - tv s( t) vr( t) dt + t -tvs( t) n( t) dt = rsr( )+rrn( ) ( 5) 上式中 rs r( ) 、rrn( ) 分别为待测信号与参考信号以及参考信号与噪声之间的相关函数. 由于噪声是随 机量 ,可认为参考信号与噪声信号相互独立, 它们的相关函数 rrn( ) 为零. 实际上 rrn( )

16、 不可能完全为零 ,但 是噪声的影响已经大大降低了 . 而对于 rsr( ) rsr( )=lim t 1 2t t -tv s( t) vr( t) dt = lim t 1 2t 1 2 vsvr( s+r) t +( s+ r) +1 2 vsvrcos( s-r) t +( s- r) dt ( 6) 94 山西大学学报( 自然科学版) 33( 1)2010 由式( 5) 和( 6) 可知, 当 s=r时,积分器输出的信号可表示为 v0= 1 2 vsvrcos ( 7) 其中 为待测信号与参考信号之间的相位差,若调整参考信号相位使 为零,则此时输出信号 v0最大 , 且与待测信号的幅

17、度成正比. 锁相放大器的信噪声比改善( snir) 可表示为: snir = fni fno ( 8) 其中 ,fni为输入信号的噪声带宽 , fni为锁相放大器输出的噪声带宽 . 2. 3软件程序设计 整个 labview 程序由时序控制模块,信号采集模块 ,数字锁相放大模块三部分组成 , 核心部分为数字 锁相模块 ,模块中的各个操作以事件方式驱动 ,有效地利用了计算机资源, 提高了处理能力. 时序控制模块通 过 ni6251 采集卡产生两路时序信号, 分别为 2 khz 发光时序及 1 khz 控制 cd4053 模拟开关信号; 信号采 集模块通过调用 daqmx 子 vi 来实现数据采集

18、、数据传输等功能 . 数字锁相模块通过调用参考信号 、 乘法 器、 低通滤波器等子 vi 实现了对脉搏波信号的锁相放大 . 软件平台是借助虚拟仪器软件 labview 在计算 机上搭建的虚拟测试系统 . labview 是美国国家仪器公司推出的一种基于图形开发、调试和运行程序的集 成环境. 它采用层次化结构,方便用户创建更复杂的程序,此外, 它内部还提供了各类强大的功能模块和函数 模块 ,以实现对信号和数据的复杂处理 . 时序控制模块由时序控制通道 、 时钟源、频率控制及时序占空比控制等控件组成. 为了提高系统的可扩 展性 ,运用 ni6251 中端口较多的数字输出端口输出时序信号 ,并由布尔

19、控件、创建数字波形控件构成时序 占空比控制程序 ,可以方便地调节输出时序信号的占空比 ,以获得不同频率信号 . 由于产生时序信号的占空 比是由四个布尔量控制的 ,时序 a 由 1010 四个布尔量构成, 时序 b 由 1100 四个布尔量构成, 而时序 a 是 2 khz, 时序 b 是 1 khz,因此产生布尔量的频率应为 4 khz . 信号采集模块由信号采集通道 、采样率 、采样数及输入最大最小值控件组成. 由于采集的信号主频为 1 khz左右, 为了获得较好的信号, 根据奈奎斯特采样定理, 将采样率设置为 20 ksps, 每通道采样数设为 30 000, 可获得连续 1. 5s 的调

20、制信号数据. 该模块可以灵活设置通道的采样率 、 采样数等参数 ,以获得理想 的信号. 如图 4 所示 ,数字锁相放大由参考信号发生器 ,乘法器和低通滤波器组成. 参考信号发生器由频率、幅 度、 偏移量 、 占空比和相位等调节控件组成,根据采集到的信号,将频率和占空比分别设定为 1 khz 和 25%, 还可以实时调节参考信号相位 ,使得( 7) 式中采集的信号与参考信号的相位差 ,获得的 v0最大值. 乘法器 除了可以用来实现参考信号与采集信号相乘 ,还可用来对采集的信号进行放大 ,以方便观察和处理信号 ,提 高信噪比 . 低通滤波器模块可以切换不同类型的滤波器比较滤波效果 ,还可方便的调节

21、截止频率及滤波器阶 数等 . 光电脉搏波信号基波频率大约为 1 4 hz 的低频信号, 因此将截止频率和滤波器阶数分别设定在 40 hz和 1 阶, 最终获得了理想的脉搏波信号 ,如图 5所示. 图 4数字锁相放大程序 fig. 4digital phase -locked amplifier program 95 姚峰等: 基于 labview 的无创脉搏血氧检测系统设计 根据实验测量结果 ,输入信号噪声带宽 fni,输出噪声带宽 fno= 1 4rc 60 hz ,则由式( 8) , 信噪比改 善约为 3 db. 由此可知, 信噪声比得到了很大提高. 图 5光电容积脉搏波信号 fig. 5

22、photoplethysmograhy signal 与以往的脉搏血氧饱和度检测系统中模拟锁相放大器相比 , 基于 labview 的数字锁相放大器操作更为灵活, 并且极大地降 低了噪声的干扰 ,在很大程度上提高了信噪比 ,获得了较好的光 电脉搏波波形, 为提高血氧饱和度的测量精度打下了坚实的基 础. 3结论 利用 labview 的图形化编程环境 ,可以实现对脉搏信号的 数据采集 、 存储和分析等功能. 由于该系统设计是基于虚拟仪器 平台 ,硬件部分结构简单 ,而且系统具有极强的灵活性和可操作性. 采用基于 labview 的数字锁相放大器, 使系统抗干扰能力增强, 获得了较好的光电脉搏波波

23、形 ,从而可在很大程度上提高脉搏血氧饱和度的测量精 度. 本研究对利用虚拟仪器开发类似系统有一定借鉴作用. 参考文献 : 1 niwayama m , shiga t , lin l , et al. correction of the influences of a subcutaneous fat layer and skinin a near-in fared musde oximeter c / proceeding s of the 20th an nual international conference of the ieee, 1998, 4: 1849. 2 杨玉星. 生物医

24、学传感器与检测技术 m . 北京: 化学工业出版社, 2005. 8. 3 cope m , deply d t . system for long term measurement of cerebral blood and tissue oxygenation on infants by near infrared transillumination j . phys med biol, 1988, 33: 1433 -1442. 4 李刚, 张丽君, 林凌. 一种新型数字锁相放大器的设计及其优化算法 j . 天津大学学报, 2008, 41( 4) : 429 -432. 5 李刚, 李

25、尚颖, 林凌, 等. 基于动态光谱的脉搏血氧测量精度分析 j . 光谱学与光谱分析, 2006, 26( 10) : 1821-1824. 6 郭萍, 孙卫新, 金捷, 等. 脉搏血氧仪定标曲线的研究 j . 西安医科大学学报, 2000, 21( 2): 169-171. system design for non-invasive detection of pulse oximetry based on labview yao feng ,qiao xiao-yan ,dong you-er ( schoolof physics and electronics engineering , shanxi university , taiyuan 030006, china) abstract: a detecting system based on the measurement principle of photoplethysmography is des