無創脈搏血氧飽和度檢測儀無創脈搏血氧飽和度檢測儀Non-invasivePulseMonitorofOxygenSaturationofBlood學生姓名袁華專業生物醫學工程學號100811213指導教師黃丹飛學院生命科學技術學院二〇一三年六月摘要在病人救治過程中，實時提取生命體征數據能大大提高救治效率，特別是對于昏迷、麻醉的受害者。脈搏血氧飽和度是生命體征中最重要標志之一，依靠連續的脈搏血氧飽和度檢測能監控病人的體征狀況，進行診斷并給予有效救治。本文介紹了基于FPGA設計的檢測主動脈脈搏血氧飽和度的系統方案，主要描述了應用脈搏血氧飽和度技術于連續監測血氧飽和度信號的原理和硬件結構。關鍵詞：血氧飽和度無創朗伯-比爾定律LabVIEWAbstractIfthedoctorcanmeasuresomereal-timevitalsignsofsuffererduringthemedicaltreatment,theresueefficiencywillgreatlyimprove,especiallyforthevictimsofthecomaoranesthesia.Thepluseandarterialbloodoxygensaturationdegreearethemostimportantvitalsignofahuman,relyoncontinuouspulseoxygensaturationdetectiontomonitorthepatient'ssymptoms,diagnosisandeffectivetreatment.Introducedinthispaper,basedontheFPGAdesignofdetectionsystemsolutionsintheaorticpulseoxygensaturation,mainlydescribestheapplicationofpulseoxygensaturationtechnologycontinuousmonitoringofthebloodoxygensaturationsignalprincipleandhardwarestructure.Keywords:oxygensaturation;non-invasive;Lambert-Beer;LabVIEW目錄摘要 IAbstract II第1章緒論 11.1課程研究背景及意義 11.2國內外現狀 11.3研究內容 2第2章系統設計 32.1設計原理 32.2設計方案及軟硬件設計 52.2.1系統框圖 52.2.2指套傳感器 62.2.3光調制時序信號及驅動調制電路 62.2.4電流-電壓轉換及前置放大電路 82.2.5濾波電路 92.2.6鎖相放大電路 10數字電路設計 112.2.8程序設計 132.3存在的問題及改進方法 13第3章結論與體會 15參考文獻 16 第1章緒論1.1課程研究背景及意義氧是維系人類生命活動的基礎，正常情況下，人體的血液通過心臟的收縮和舒張脈動地流過肺部，血漿中溶解有2％的氧，稱之為PaO2，即動脈血液中的氧分壓。其余大部分的氧與動脈血液中的血紅蛋白結合成為氧合血紅蛋白后進入組織，表示為HbO2能否充分吸入氧氣，使動脈血液中溶入足夠的氧，對維持生命是至關重要的。及時檢測動脈中氧含量是否充分，是判斷人體呼吸系統、循環系統是否出現障礙或者周圍環境是否缺氧的重要指標。臨床上一般通過測量血氧飽和度來判斷人體血液中的含氧量。血氧飽和度的測量方法可分為有創測量和無創測量兩種。有創測量方法是先進行人體采血，再利用血氣分析儀進行電化學分析,測出血氧分壓PaO2，計算SaO2。該方法比較麻煩,且不能進行連續的監測。無創血氧飽和度檢測主要采用雙光束透射式方法，就是鑒于氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白在不同波長的紅外光區、紅光區有獨特的吸收光譜，由不同波長的紅光和紅外光通過生物組織的吸光度相對變化值之比推算SaO現今應用在臨床的脈搏血氧飽和度檢測儀大部分都是集中式控制，設備體積大，使用不方便，價格昂貴且不利于管理。在野外、危險區域，醫生不便攜帶這些設備，影響受害者得到及時救治，甚至造成二次傷害，限制了其相關應用。另外隨著人類生活質量的提高，健康成為人類生活中最重要的追求。脈搏血氧飽和度信號可以幫助人們實時觀察自身健康狀況。特別對于運動員，更希望在運動中突破自己生理極限取得更好成績。因此體積小、價格便宜的無創式脈搏血氧飽和度測量儀具有很大的實用價值。1.2國內外現狀目前，有創血氧飽和度檢測方法有VanSlyke檢壓法和氧電極法，無創檢測主要是基于紅外光譜法。國內外運用紅外光譜法進行血氧飽和度的測量已經取得較大成功，并大范圍應用于臨床。世界上比較知名的血樣產品品牌有Neller、Massimo、Philips和CSI等。Neller公司近年來研究出一種新型血氧探頭，MAX-FAST前額粘貼式傳感器。國內也有很多血氧飽和度檢測儀的研究機構，如北京惠普生物醫學工程公司的血氧飽和度探測接頭、華中科技大學的脈搏血氧多波長測量方法及其脈搏血氧飽和度監護儀、西安藍港數字醫療科技股份有限公司的手指血氧儀等。1.3研究內容現有市場上的無創脈搏血氧儀價格都較昂貴,難以完全滿足家庭社區保健監護的需要。因此，本課題旨在設計一種價格適宜，適用于家庭社區的便攜式無創脈搏血氧飽和度測量儀。本文主要研究根據無創脈搏血氧飽和度測量儀的測量原理，設計的以AT89C52芯片為核心處理單元的無創脈搏血氧飽和度測量儀的硬件電路。編程產生時序，控制光源驅動電路；編程實現數據采集及控制整個硬件系統；采用數字濾波技術減少噪聲干擾和減少基線漂移等軟件設計。第2章系統設計2.1設計原理血液的氧含量一般用血液中氧合血紅蛋白占總血紅蛋白的百分比來表示,稱為血氧飽和度,即SaO式中，SaO2無創脈搏血氧飽和度測量是以朗伯-比爾定律（Lambert-Beer)為基礎，利用近紅外光譜吸光光度測定原理。由于血液中不同成份對同一種光線的吸收率各不相同，通過測量穿過血液的不同光線的衰減程度可以換算出血液中不同成份的含量。由朗伯-比爾定律，知logI式中I0為入射的單射光強度；I為透過光強；K是比例常數，與入射光的波長、物質的性質和溶液的溫度等因素有關；b是液層厚度；c是溶液當I=I0時，logI0I=0，表示溶液對入射光完全未吸收；當I0一定時，I值越小，則logI0IA=Kbc（1-3）朗伯-比爾定律表明：當一束平行單色光通過均勻、非散射的溶液時，其吸光度與該溶液的液層厚度及濃度的乘積成正比。II0=TA=log上式中的比例常數K值隨溶液濃度c所采取的單位不同而不同。若濃度的單位為g·L-1，厚度b的單位為cm時，則K用a表示，a稱為吸光系數，其單位為A=abc（1-5）a=A若濃度的單位為mol·L-1，厚度b的單位為cm時，則K用ε表示，ε稱為摩爾吸光系數，其單位為A=εε=摩爾吸光系數ε是在特定波長下吸光物質特征常數，表明物質對某一特定波長光的吸收能力，是有色物質的重要特性。它與入射光波長、溶液性質、溫度有關，還與測量儀器質量有關。當這些條件一定時，摩爾吸光系數值為一常數，其值越大，表示此吸光物質對某波長的光吸收能力越強，其測定的靈敏度就越高。無損傷脈搏血氧飽和度測量是基于動脈血液對光的吸收量隨動脈搏動而變化的原理。假設波長為λ、光強為I0的單色光垂直照射人體，當透光區域動脈血管搏動時，動脈血液對光的吸收量將隨之變化，而皮膚、肌肉、骨骼和靜脈血等其他組織對光的吸收是恒定不變的。如果忽略由于散射、反射等因素造成光的衰減,按照Lambert-Beer定律,通過人體透射光的強度為I=I其中，a1、c1分別是動脈血液中HbO2的吸光系數和濃度，a2、c2分別是Hb的吸光系數和濃度，L是動脈血液的光路長度，F是皮膚、肌肉、A=log假如均質組織為血管，當動脈血脈動時，動脈血液光路長度發生變化，L將有一個?L的改變，此時透射光I也將有一個?I的改變，而其它組織的吸光率F不變，即I0?A=A由（1-11）式可求得動脈血液中的血氧飽和度：SaO式（1-12）中的SaO2與(c1+SaO其中a1'與a2'分別是動脈血液中SaO當波長λ=805nm時，a1SaO當動脈血管搏動時，透射光強由最大值Imax減少到Imax-ΔImax?A=logI?A'將上兩式代入（1-15）式，并考慮ΔImaxImax和ΔSa=≈只要測定兩路透射光最大光強Imax和Imax'以及由于脈搏搏動而引起透射光強最大變化量ΔImax2.2設計方案及軟硬件設計2.2.1系統框圖如圖1所示，該方案是基于單片機AT89C52的脈搏血氧檢測系統，它的硬件部分由模擬電路和數字電路兩部分組成。其中，夾指傳感器、驅動調制電路、電流電壓轉換電路、信號放大濾波電路和鎖相放大電路構成模擬電路；數字電路是以單片機89C52為核心對模擬電路獲得的信號采用模數轉換器MAX195進行采集，并將采集信號通過串口芯片MAX232送計算機進行信號處理和存儲，此部分將在以后的進行研究。圖1脈搏血氧飽和度檢測系統框圖2.2.2指套傳感器無創脈搏血氧飽和度的測量是基于動脈血液對光的吸收量隨動脈搏動而變化的原理設計的。將脈搏血氧儀的探頭套在手指上,上臂固定的發光二極管發出光,下臂的光電探測器將透過手指動脈血管的光信號轉換成電信號。根據檢測得到的電信號的強弱,便可計算出血氧飽和度的值。指套式傳感器的原理結構簡圖如圖2所示。圖2指套傳感器原理圖這里我們采用由波長為660nm的紅光LED發光二極管和波長為940nm的紅外光LED發光二極管集成的OL66940TMF發光芯片、OP30TMF光電接收管及硅膠來構成夾指傳感器。因為在940nm的紅外光和660nm的紅光這兩波長處，氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對光的吸收差別較大。這樣構成的夾指傳感器能夠解決在脈搏血氧飽和度測量過程中，由于光電信號較微弱，極易受到周圍環境光及暗電流的影響，尤其在較強的環境光的照射下，光電接收管的檢測結果會出現很大的噪聲這一重要問題。2.2.3光調制時序信號及驅動調制電路由于人體光電容積脈搏波信號是變化較緩慢且強度較弱的信號，容易受到環境光、暗電流及硬件電路中的其他干擾，如果該脈搏波信號不經過變換處理而直接放大，則有用的脈搏波信號會被淹沒在噪聲之中，以至于檢測不到，不利于計算得到人體脈搏血氧飽和度。在這種情況下，利用一定頻率的光信號調制光電容積脈搏波信號，能夠有效的解決該問題。光調制的目的是把所需要檢測的脈搏波以信號變化的形式載到光波上去。由于調制信號的頻率選定為工頻噪聲的整數倍則可以降低工頻干擾，為此，在本課題中將調制方波信號選定為1kHz，用以將光電容積脈搏波信號調制成脈沖調幅波。光調制過程中，兩個發光光源LED發出的光調制信號的時序是通過89C52單片機產生的，分別為方波信號A和B，時序如圖3所示。它們用來驅動傳感器上波長為660lun和940nm的發光二極管LED按紅光，不發光，紅外光，不發光的順序輪流交替轉換，以調制光電容積脈搏波信號。其中，方波A的頻率為2kHz,用以控制LED亮和滅，方波B的頻率為1kHz，它是芯片CD4053的A通道模擬開關的控制信號，控制兩個LED輪流導通。以此原理產生兩路頻率為lKHz，占空比為25%的光調制方波信號，與占空比為50%的光調制信號相比，這種方波驅動信號能夠在保證發光二極管發光光強的同時降低流過發光二極管的平均電流，從而降低發光二極管在工作時產生的熱量，以免當發光管平均電流過大時造成發光管產生較大的熱量，給測試對象造成不適感覺；另外占空比為25%的光調制信號可以使光通過人體脈搏組織后的分光解調比較容易，且可以消除由于信號混疊產生的噪聲。圖3時序圖為保證發光二極管發出的光強度恒定，在光源驅動電路中采用了驅動調制電路的設計方案，如圖4所示。由于采用光調制法，因此波長為640nm和960nm兩個發光二極管輪流發光，互不影響。該驅動調制電路是由運算放大器OP07，NPN三極管及芯片CD4053等組成，其中流過發光二極管的電流可由公式I=VNI由于發光二極管的額定正向電流和電壓分別為I=20mA，VNI=5V，因此由公式計算得，電阻R=250Ω。由于LED光源驅動電流的穩定性會影響LED光源光強的穩定性，以至影響到檢測結果的穩定性，該驅動調制電路能夠使LED光源驅動電流恒定不變圖4驅動調制電路2.2.4電流-電壓轉換及前置放大電路如圖5所示，該電路由電流電壓轉換電路，同相反相電路及儀器儀表放大器AD620構成。圖5電流電壓轉換及前置放大電路紅光和紅外光信號透過手指,經光電二極管轉換后的電流信號極其微（μА級），通過由電阻R1=1МΩ電容C1=40pF及運算放大器OP07構成的電流-電壓轉換電路后，電流信號轉變為電壓信號且被放大了。此外，為了進一步抑制噪聲，提高檢測電路的共模抑制比，通過由TL082與電阻構成的同相和反相電路將電流電壓轉換后的信號送到儀器放大器AD620的同相和反相輸入端，在抑制噪聲和共模干擾的同時對信號再進行約10倍放大。信號經過儀器放大器AD620后能夠輸出比較穩定且幅度滿足采集系統要求的信號。2.2.5濾波電路為了進一步有效的抑制各種干擾,特別是50Hz工頻干擾及高頻噪聲的影響，從而獲得有用的測量信號，提高信噪比，在檢測電路中設計了50Hz工頻陷波器和帶通濾波器。其中，帶通濾波器由低通和高通濾波器構成，它的上下截止頻率分別設定為0.9kHz和2.IkHz，主要在消除高頻噪聲影響的同時，保留1kHz和2kHz兩個頻段上的有用信號。其電路結構如圖6所示。圖6帶通濾波器50Hz工頻陷波器運用了具有雙運放型的結構，此結構可獲得較高的品質因子Q。能夠較好的抑制50Hz工頻干擾。其中品質因子Q可通過調整R47和R47兩個電阻,且不會造成工頻陷波器中心頻率的改變。品質因子Q值的大小可由公式R45圖7工頻陷波器2.2.6鎖相放大電路根據2.2.3所述，光電容積脈搏波信號調制到了載波頻率為1kHz占空比為25%的方波信號上，為了分離解調出紅光和紅外光兩路脈搏波信號，本系統采用了鎖相技術進行解調，從而減少檢測時的噪聲，提高系統的信噪比。為了實現檢測電路的鎖相解調功能，在乘法器的設計上，采用了數字開關式乘法器。在積分器的設計上，運用了兩個運算放大器構成三階有源巴特沃斯低通濾波器，其電路結構如圖8所示。圖8三階有源巴特沃斯低通濾波器數字電路設計數字電路部分為整個檢測系統的核心部分，它負責產生系統的控制信號，并將模擬電路中獲得的模擬信號轉換成數字信號，然后通過串口與計算機通信將數據傳輸送到計算機進一步計算和處理。數字電路部分由以下幾個功能模塊組成：(l)單片機：以單片機89C52為核心，負責整個系統的控制、數據采集、數據傳輸以及送計算機等功能。以單片機為核心的系統流程如圖9所示。圖9以單片機為核心的系統流程圖(2)模數轉換電路：由模數轉換器MAX195構成，負責將模擬電路獲得的模擬信號轉換為數字信號。MAX195與單片機AT89C52的連接結構如圖10所示。圖10MAX195與單片機AT89C52的連接結構圖(3)串口傳輸電路：該電路負責與計算機進行串口通信，將計算機的命令發送給單片機，并且將數字電路獲得的數據送入上位機。串口傳輸接口電路如圖11所示。圖11串口傳輸接口電路圖2.2.8程序設計這里，我們使用LabVIEW編寫單片機程序。該程序實現單片機對模擬電路的控制，信號的采集，以及與計算機之間的串口通信。LabVIEW使用“所見即所得”的可視化技術建立人機交互界面，并使用圖形化的符號而不是文本的語言來描述程序的行為，使用起來比較簡單、明了，容易上手。整個LabvIEW程序由串口通信模塊、時序控制模塊、信號采集模塊、數字鎖相模塊、數據處理及存儲模塊五部分組成。2.3存在的問題及改進方法（1）傳感器不能與指尖緊密貼合，造成發光管漏光或光敏管被外界雜光干擾的現象，這將對后期的信號處理帶來難度，很難實現較高的精度和準確度。所以應加強血氧探頭的設計與改造，確保原始光電轉換信號的有效性與準確性。（2）本設計采用的是AT89C52單片機作為核心處理器，在進一步開發時，可采用高檔次、高性能的中央處理單元，以提高系統的整體性能，方便系統擴展與移植。（3）該儀器尚處于理論階段，可能存在一些小問題，需要做一些實驗來進行測試，從而提出理論模型和儀器改進方