0 引言

    作為衡量組織血液攜氧性能至關(guān)重要的指標(biāo)，無創(chuàng)傷血氧飽和度測(cè)量為醫(yī)療診斷提供了必要的依據(jù)^[1]。近年來，血氧檢測(cè)儀的研制技術(shù)發(fā)展迅速，透射式無創(chuàng)傷檢測(cè)技術(shù)已經(jīng)得到廣泛的應(yīng)用。

    透射式血氧儀研制技術(shù)較成熟，在透射式血氧檢測(cè)設(shè)備的設(shè)計(jì)中，被檢測(cè)部位被放置于兩個(gè)發(fā)光管與接收管之間^[2]。然而因透射式血氧傳感器使用范圍受限，無法應(yīng)用透射式血氧儀在體表部位（如額頭、胸腔等）進(jìn)行檢測(cè)^[3]，且長(zhǎng)時(shí)檢測(cè)致使被測(cè)者感到不適，對(duì)儀器測(cè)量的準(zhǔn)確性造成影響。

    與透射式血氧飽和度檢測(cè)技術(shù)不同，反射式血氧飽和度檢測(cè)系統(tǒng)中，兩個(gè)發(fā)光管和一個(gè)接受管都位于被檢測(cè)部位的同一側(cè)，光電二極管接收來自體表的反射光。本文設(shè)計(jì)的血氧飽和度采集檢測(cè)裝置采用反射式脈搏血氧傳感器DCM03，其集成雙波長(zhǎng)發(fā)射器和光電探測(cè)器在同一個(gè)芯片上，解決了透射式傳感器測(cè)量時(shí)受到檢測(cè)部位影響無法對(duì)體表部位進(jìn)行操作的問題；另外，采用TI集成模擬前端AFE4490進(jìn)行信號(hào)采集及預(yù)處理電路設(shè)計(jì)，AFE4490集成雙波長(zhǎng)LED脈沖控制電路、濾波放大電路以及AD/DA轉(zhuǎn)換模塊等血氧前端采集電路必要功能模塊，取代了傳統(tǒng)分立元件搭建系統(tǒng)的復(fù)雜的外圍模擬電路設(shè)計(jì)，不但完成脈搏血氧信號(hào)的采集、預(yù)處理和顯示，也使得整個(gè)系統(tǒng)的體積減小，降低功耗。對(duì)反射式血氧儀的研制，甚至是基于集成芯片的便攜式人體生理參數(shù)檢測(cè)設(shè)備研制提供了一定的基礎(chǔ)。

1 測(cè)量原理 

    Lamber-Beer定律可這樣闡述:光透過透明介質(zhì)被吸收的程度僅和光程有關(guān)。光照射到手指后，被指尖各組織吸收后，接收到的反射光較原始入射光而言，幅值發(fā)生了衰減。基于光學(xué)法的血氧儀研制的理論基礎(chǔ)就是Lamber-Beer定律。

    Lamber-Beer定律數(shù)學(xué)表達(dá)式如式(1)所示：

式中，A表示介質(zhì)的吸光度；K表示摩爾消光系數(shù)，不同的物質(zhì)，摩爾消光系數(shù)的大小不同；C表示吸收物質(zhì)的摩爾濃度。

    血液中的脫氧血紅蛋白HB與氧合血紅蛋白HBO₂對(duì)不同波長(zhǎng)的光的吸收特性不同，參考圖1中HB和HBO₂的吸收光譜曲線^[4]。其中，虛線和實(shí)線分別為HB和HBO₂吸收系數(shù)曲線。在波長(zhǎng)600～800 nm之間，HB的吸收系數(shù)比HBO₂的吸收系數(shù)大，在800 nm以上的波段則相反。

    入射光照射到指尖后被一定程度地吸收，反射光較入射光能量發(fā)生衰減，衰減量可反映出指尖組織結(jié)構(gòu)特征,諸如骨骼、靜脈血、表皮等成分吸收光比不變^[5]，而HB和HBO₂對(duì)光的吸收比隨脈搏波周期性變化。外周血容量在心臟舒張時(shí)最少，此時(shí)血液對(duì)光的吸收最少，進(jìn)而檢測(cè)到的光能量最大。相反，心臟收縮時(shí)檢測(cè)到的光能量最小。故血液對(duì)入射光吸收量的變化和血容量的變化密切相關(guān)，即血液容積原理。

    通過檢測(cè)不同波長(zhǎng)入射光經(jīng)手指吸收后的反射光強(qiáng)度，判斷各波長(zhǎng)的光衰減量，就可估計(jì)出指尖血液不同組織成分的大小。

2 系統(tǒng)設(shè)計(jì)

2.1 硬件設(shè)計(jì)

    指尖脈搏信號(hào)采集系統(tǒng)的硬件設(shè)計(jì)綜合體積小、負(fù)荷低、功耗低、便攜等特點(diǎn)進(jìn)行考慮，主要包括以下模塊：電源接入電路、光電血氧傳感器接入電路、集成模擬前端AFE4490信號(hào)采集電路及MCU主控電路。指尖脈搏信號(hào)采集系統(tǒng)由反射式傳感器DCM03雙波長(zhǎng)光發(fā)射器按照一定時(shí)序交替發(fā)出光線，照射到手指后在組織表面發(fā)生漫反射，DCM03的光接收器采集指尖血液的光感應(yīng)信號(hào)，將光信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡娏餍盘?hào)，再由集成模擬前端AFE4490進(jìn)行I-V轉(zhuǎn)換、初步放大濾波處理及A/D轉(zhuǎn)換等操作得到脈搏波數(shù)字信號(hào)，并輸出至MCU模塊進(jìn)行如數(shù)字信號(hào)處理、提取信號(hào)交流分量等后續(xù)處理。系統(tǒng)的整體硬件設(shè)計(jì)框圖如圖2所示。

    其中，TI公司推出的完全集成模擬前端AFE4490，定位于血糖、心率以及血氧的臨床以及個(gè)人居家護(hù)理的應(yīng)用。光電法測(cè)血氧方案的基本組成部分一般包括微處理器、檢測(cè)探頭、探頭驅(qū)動(dòng)模塊、雙波長(zhǎng)LED時(shí)序控制模塊、信號(hào)處理模塊等，若由分立元件搭建，不僅使整個(gè)系統(tǒng)體積龐大、降低設(shè)備便攜性能、穩(wěn)定性差、電路調(diào)試麻煩，且使整個(gè)系統(tǒng)的耗能較大。而AFE4490集成探頭驅(qū)動(dòng)模塊、時(shí)序控制模塊、AD轉(zhuǎn)換模塊、放大濾波模塊和I-V轉(zhuǎn)換模塊及可控制LED開路和短路檢測(cè)的故障診斷電路等，將傳統(tǒng)血氧飽和度檢測(cè)必須的模塊全部集成在很小的單片上，摒棄傳統(tǒng)的外圍電路設(shè)計(jì)，避免使用分立元件帶來的系統(tǒng)體積龐大、電路調(diào)試?yán)щy、耗能大、便攜性差的缺點(diǎn)。

    AFE4490最主要模塊包括LED傳輸通道和PD接收通道。其中，LED傳輸通道驅(qū)動(dòng)發(fā)光二極管在合適的驅(qū)動(dòng)電流下以確定的頻率交替發(fā)光；PD接收通道主要進(jìn)行I-V轉(zhuǎn)換、光電信號(hào)矯正、濾除電路高頻噪聲以及AD轉(zhuǎn)換工作^[6]。AFE4490和430單片機(jī)由SPI實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)通信。

2.2 軟件設(shè)計(jì)

    系統(tǒng)上電時(shí)完成各個(gè)模塊的初始化工作，包括AFE4490、USB和SPI、MCU、時(shí)鐘初始化等。系統(tǒng)初始化完成后，開始脈搏信號(hào)采集工作：由單片機(jī)MSP430F6659通過SPI控制AFE4490的TX通道和PD通道相關(guān)時(shí)序，在一個(gè)脈搏周期內(nèi)交替采集并保存紅光通道和紅外光通道的反射信號(hào)以及它們各自環(huán)境光。采集到的脈搏信號(hào)在AFE4490中經(jīng)I-V轉(zhuǎn)換、濾波放大以及AD轉(zhuǎn)換等預(yù)處理工作后，通過SPI接口輸送至MCU進(jìn)行處理，包括數(shù)字濾波處理、求解信號(hào)周期、脈率和血氧的估算。最后通過OLED進(jìn)行波形和參數(shù)顯示。脈搏周期確定檢測(cè)框圖和系統(tǒng)軟件流程圖如圖3、圖4所示。

3 抗干擾設(shè)計(jì)

    信號(hào)采集過程中，受到儀器本身或外界環(huán)境的干擾，不可避免地會(huì)在容積脈搏波中引入噪聲，使得光電容積脈搏波特征的提取變得困難，造成測(cè)量不準(zhǔn)確，影響儀器精度。這些噪聲主要包括：由電路的不穩(wěn)定性、呼吸波動(dòng)及肌肉抖動(dòng)等原因引起的頻率范圍0.15~0.3 Hz的基線漂移；傳感器和皮膚接觸時(shí)電阻的不穩(wěn)定性或接觸不良所造成的基線瞬時(shí)抖動(dòng)或階躍性的信號(hào)下降^[7]帶來的傳感器接觸噪聲；白噪聲；工頻干擾及環(huán)境光和暗電流^[8]。故對(duì)容積脈搏波進(jìn)行分析處理之前，必須對(duì)原始信號(hào)進(jìn)行去噪工作。正確地提取和檢出光電容積脈搏波，盡可能消除運(yùn)動(dòng)偽差、工頻噪聲等干擾，從而得到干凈完整的血氧信號(hào)，這關(guān)系到后續(xù)處理效果。

    本文設(shè)計(jì)的滑動(dòng)平均濾波器結(jié)合高通濾波器對(duì)原始脈搏血氧信號(hào)進(jìn)行去噪。其中滑動(dòng)平均濾波法的原理就相當(dāng)于存在一個(gè)長(zhǎng)度固定為L(zhǎng)的滑動(dòng)窗口沿離散時(shí)間序列從前往后滑動(dòng)。窗口每滑動(dòng)一個(gè)采樣間隔，將會(huì)有一個(gè)新數(shù)據(jù)進(jìn)入到窗口最前面，由于窗口長(zhǎng)度L是固定的，所以窗口最后面的數(shù)據(jù)將會(huì)被舍棄。由此一來，窗口始終保持著“最新”的L個(gè)數(shù)據(jù)，其數(shù)學(xué)表達(dá)式為：

    滑動(dòng)平均濾波算法較靈活，對(duì)應(yīng)不同的平均點(diǎn)數(shù)N，波形效果不同。N越小，濾波器通帶越寬，就會(huì)有更多的低頻噪聲被保留下來，信噪比會(huì)較低。而N過大時(shí)，波形原有特性會(huì)丟失，脈搏波的特征會(huì)變得不明顯，表明測(cè)量數(shù)據(jù)偏離真實(shí)值的程度變大，均方根誤差較大。綜合考慮到信噪比、均方根誤差以及實(shí)際系統(tǒng)的處理效率，由圖5原始信號(hào)和不同N值濾波后的波形對(duì)比和表1所測(cè)得的評(píng)估參數(shù)知，對(duì)本系統(tǒng)而言，N取64時(shí)，在保持較高的信噪比的同時(shí)，信號(hào)的均方根值相對(duì)較小，波形較為合理。

    脈搏波的基線漂移是頻率0.15～0.3 Hz的低頻正弦信號(hào)，本文設(shè)計(jì)的通帶為0.5 Hz的高通濾波器，不僅可以有效濾除信號(hào)的直流分量，且對(duì)部分低頻噪聲也有一定的抑制作用。經(jīng)通帶為0.5 Hz的高通濾波器濾波后得到的信號(hào)如圖6所示。由圖6知，信號(hào)的直流分量基本被濾除，保留了脈搏波的交流成分，波形更平滑，此時(shí)信噪比為35.091 2。

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

    在室溫下，通過對(duì)不同的測(cè)試者分別使用本系統(tǒng)和標(biāo)準(zhǔn)血氧儀進(jìn)行測(cè)試，由標(biāo)準(zhǔn)血氧儀測(cè)得數(shù)據(jù)作為真值，得到部分測(cè)量數(shù)據(jù)如表2所示。由表2知，本系統(tǒng)采集到的受試者的脈率、血氧和標(biāo)準(zhǔn)設(shè)備采集到的脈率、血氧基本保持一致。臨床上，要求誤差范圍在±3%以內(nèi)，本系統(tǒng)測(cè)得脈率和血氧相對(duì)誤差均保持在3%以內(nèi)，基本滿足要求。

5 結(jié)論

    本文結(jié)合AFE4490和DCM03設(shè)計(jì)的反射式血氧飽和度檢測(cè)系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)了設(shè)備的小型化、易于攜帶，系統(tǒng)功耗較低，電路相對(duì)簡(jiǎn)單。采用數(shù)字信號(hào)處理的方法進(jìn)行準(zhǔn)確有效地去噪，提高系統(tǒng)的有效性和可靠性，為便攜式生理參數(shù)監(jiān)測(cè)設(shè)備(如心電、無創(chuàng)血壓等設(shè)備)的研究提供了一定的參考價(jià)值。 

參考文獻(xiàn)

[1] 張省三.具有ZigBee通訊功能的血氧監(jiān)護(hù)儀的研制[D].長(zhǎng)春：吉林大學(xué)，2009.

[2] 李章勇，劉亞東，姜瑜.反射式血氧飽和度測(cè)試儀的設(shè)計(jì)[J].科技信息，2013(4)：75-76.

[3] 許曉峰，歷哲，凌振寶.反射式血氧飽和度測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J].吉林大學(xué)學(xué)報(bào)，2013(3)：260-265.

[4] 丁海曙，王廣志.用近紅外光譜方法定量評(píng)估骨骼肌有氧代謝功能[J].現(xiàn)代康復(fù)，2000(5)：653-655.

[5] 徐偉.反射式脈搏血氧飽和度信號(hào)檢測(cè)與分析系統(tǒng)[D].蘭州：蘭州理工大學(xué)，2012.

[6] 周堂興.基于FPGA的脈搏與血氧飽和度監(jiān)測(cè)系統(tǒng)研究[D].上海：東華大學(xué)，2015.

[7] 王珂.光電容積波用于血氧測(cè)量中的信號(hào)處理方法研究[D].長(zhǎng)春：吉林大學(xué)，2007.

[8] 張彬.基于脈搏波的血氧飽和度檢測(cè)算法的研究[D].北京：北京交通大學(xué)，2009.

作者信息：

甘永進(jìn)1，2，甘國妹1，蔣曲博2，寧維蓮1，胡良紅1

（1.玉林師范學(xué)院 電子與通信工程學(xué)院，廣西 玉林537000；

2.桂林電子科技大學(xué) 電子工程與自動(dòng)化學(xué)院，廣西 桂林541004）