优秀毕业设计：数字式脉搏血氧仪设计

优秀毕业设计：数字式脉搏血氧仪设计内容摘要：

代微处理器、集成电路技术，研制了脉搏波信号的检测与采集系统，采用数字信号处理技术，对采集数据进行处理，进而计算出高精度的脉搏血氧饱和度，最后对系统进行评估实验。 本课题主要完成以下工作： （ 1） 通过分析传统脉搏血氧测量原理引入的测量误差，首先在理论上推导出实现高精度脉搏血氧测量的方法 —— 基于动态光谱方法的脉搏血氧测定法，这种方法在原理上可以消除由于测量条件及个体差异等多方面因素对测量精度的影响。 （ 2）传统的脉搏血氧饱和度检测系统多是通过模拟技术完成信号调制解调、双光束分离、交直流分离、滤波放大、脉搏波检出等一系列工作的，这种方法不仅硬件复杂，而且增加了系统不可靠和不稳定因素。 针对这些问题，本课题提出了脉搏血氧仪的数字化设计思想，根据动态光谱的脉搏血氧检测原理，设计出了基于数字芯片的硬件电路。 在对 经过组织的透射光做光电转换后，提高了系统检测的动态范围，利用数字技术的优势取代了复杂的模拟放大滤波电路，简化了硬件电路。 提高系统稳定性、可重复性，降低了由于硬件系统带来的测量随机误差。 （ 3）在进行光电脉搏波的检测时采用了区别于分时照射被测组织的传统测量法，本 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 5 页 系统采用频分测量法，即用不同频率的双路检测光同时照射被测组织，利用频分复用技术的概念和数字解调的方法将采样的数字信号解调为双路光信号。 简化了复杂的双光束分离的硬件电路，同时也提高了信噪比。 （ 4）采用数字信号处理技术，对采集数据进行处理，由于时域中对光 电脉搏波信号的峰峰值提取的准确性受到信号的信噪比的影响，当时域信号的信噪比不够高时将严重影响测量精度，本文采用动态光谱的频域提取法，通过对单个周期的光电容积脉搏波信号的快速傅立叶变换，得到信号的基波分量取代时域信号中的峰峰值。 并采用拉依达法对可疑点剔除，从而去除由运动伪差对血氧饱和度计算所带来的影响。 由于动态光谱理论和本文采用的数据处理算法弥补了硬件设计所造成的数据采集信噪比低的弱点，从而计算出高精度的血氧饱和度。 综上所述，本文采用的基于动态光谱理论的脉搏血氧测量原理避免了传统脉搏血氧测量原理中由于估算带 来的测量误差，并且提出数字化的设计理念，简化硬件电路，避免由于测量系统引入的误差，提高了系统的稳定性和可重复性，减少了由于硬件电路所带来的系统测量误差，进一步提高了脉搏血氧的测量精度。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 6 页 2 脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论 本章首先阐述根据无创光谱法建立的血氧饱和度监测的理论模型并给出理论分析，然后介绍传统脉搏血氧饱和度的计算方法及该原理的测量误差分析。 最后介绍基于动态理论检测血氧饱和度的计算方法，以及和传统算法的精度比较。 光电容积脉搏波的产生原理 脉搏波的产生 原理 脉搏波是以心脏搏动为动力源，通过血管系统的传导而产生的容积变化和振动现象。 当心脏收缩时，有相当数量的血液进入原有已充满血液的动脉中，使得该处的弹性管壁被撑开，此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能；心脏停止收缩时，扩张了的那部分血管也跟着收缩，驱使血液向前流动，结果又使前面血管的管壁跟着扩张，如此类推。 这种过程和波动在弹性介质中的传播有些类似，因此称为脉搏波（ pulse wave）。 如图 21所示的脉搏波的波形幅度和形态包含了反映心脏和血管状况的重要生理信息，因此从脉搏波中提取人体的生理病理信息 作为临床和治疗的根据，历来受到人们的重视。 人体手指末端含有丰富的小动脉，它们和其他部位的动脉一样，含有丰富的信息 [7]。 （ 1）上升段，首先是左心室开始收缩，主动脉瓣开启，血液自左心室输出，主动脉内因射血而压力迅速上升，主动脉内的脉压波在 A 点处，左心室排空量和主动脉排空量相等，形成血流图中的第一峰，然而左心室内压力急剧下降。 （ 2）当进入剩余排血期时，由于血流灌注缓慢，周围容量性小血管复位，使血管阻力略微上升，以致在下降枝出现第一个轻微隆起，形成潮波 B。 （ 3）随后主动脉关闭，由于血管的回弹，动脉血液由远心 端向近心端回流脉压波形成重搏波 C。 （ 4）在下降支末端，某些情况下脉搏波中会出现一个轻微的隆起，它是右心房收缩时有少量血液返入腔静脉而引起的脉压波动，形成房缩波 D。 由于脉压波沿着各级血管很快传到外周动脉，外周动脉压力随之改变，使外周血管扩张或收缩形成容积变化， 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 7 页 记录下来即为外周血液容积脉搏波。 由此可以看出，外周血液容积脉搏波是一种随心动周期而变化的周期记录，它由一系列均等的呈周期性连续波动的曲线组成，每一周期表示每一脉搏跳动而发生的血液容积变化。 图 21 典型的脉搏波形 光电容积脉搏波描 记法（ PPG）原理 光电容积脉搏波描记法（ Photo plethysmography， PPG）是一种利用皮肤对光的反射或透射来评价皮肤血流灌注有关信息的方法。 它通过借助光电手段，在活体组织中检测血液容积的变化，是一种无创检测方法。 一定波长的光束照射到指端皮肤表面后，光束通过透射或反射方式传送到光电接收器。 由于每次心跳都有少量血液流入手指，使小动脉网扩张，然后经过毛细血管前括约肌进入毛细血管床，流入静脉后返回心脏。 毛细血管前括约肌的阻力和毛细血管床的容量较大使小动脉的搏动减弱。 正常生理情况下，毛细血管 和静脉不搏动，只有小动脉搏动。 所以用一束光透照手指可检测这种搏动。 入射光由于受到指端皮肤肌肉和血液的吸收衰减作用，则监测器检测到的出射光强度将减弱。 其中皮肤、脂肪、肌肉、骨骼等非血液成分组织在心循环中基本保持不变，它对光的吸收（散射）和衰减作用也保持恒定不变，这些信号经过光电接收器后就是恒定的直流分量（ DC）。 而组织中的动脉血则在心循环中呈周期性脉动变化，当心脏收缩时外周血容量最多，光吸收量也最大，检测到的光强度也最小；而心脏舒张时，正好相反，检 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 8 页 测到的光强度最大，使光电接收器接收到的动脉血信号是周期性脉动的 交流分量（ AC）。 然而，动脉血的非脉动部分、静脉血和毛细血管等部分对光的恒定吸收（散射）则是产生直流信号的主要来源。 通常，交流分量一般其幅值为直流分量的 1～ 2％，并且叠加在直流分量上如图 22所示。 图 22 PPG 信号的光吸收示意图 由此可见，容积脉搏血流中包含心搏功能、血液流动等诸多心血管系统的重要生理信息。 同时，容积脉搏血流主要存在于外周血管中的微动脉、毛细血管等微血管中，所以容积脉搏血流同样包含有丰富的微循环生理病理信息，是研究人体循环系统重要的信息来源。 2. 2 脉搏血氧饱和度测 量的理论基础与算法 郎伯－比尔 (LambertBeer)定律及应用 1．郎伯－比尔 (LambertBeer)定律 郎伯－比尔定律反映了光学吸收规律，即物质在一定波长处的吸光度与它的浓度成正比。 郎伯－比尔定律的意义在于 :只要选择适宜的波长，测定它的吸光度就可以求出溶液的浓度。 根据郎伯－比尔定律，出入射光强与吸收层厚度和吸收物浓度的关系为 cl0  eII （ 21） 式中 0I 为入射光强， I 为透射光强，α为吸光物质的吸光系数， c 为吸光物质浓度， l 为 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 9 页 吸光物质传输的距离 (光程 )。 此定律以下列条件为前提 :①入射光为单色光；②吸收过程中各物质无相互作用；③辐射与物质的作用仅限于吸收过程没有散射、荧光和光化学现象。 2．郎伯－比尔 (LambertBeer)定律的应用 （ 1）单一组织成分的测定 单一组织成分是指试样中只含有一种组织成分，或在混合物中待测组 织成分的最大吸收波长 max 处无其它共存物质的吸收。 此时，可先绘制待测物质的吸收曲线，然后选择最大吸收波长 max 进行定量测定。 其方法多用标准曲线法。 （ 2）多组织成分的测定可依据各组织成分吸收曲线的情况分别处理。 ①若各种吸光物质吸收曲线互不重叠，这些可在各自最大吸收波长位置分别进行测定，与单一组织成分测定方法相同。 ②若各组织成分的吸收曲线互相重叠，可根 据吸光度具有可加性的特点，即多组织成分试液在某一给定波长处的总吸光度等于各组织成分吸光度之和，通过求解联立方程来进行测定。 例如有两种组织成分 A 和 B，在 A 和 B 的最大吸收波长 λ1和 λ2处，分别测定混合物的吸光度，然后通过解二元一次方程组，求得各组织成分浓度。 同样，当溶液中有 N 个组织成分同时存在时，亦可用类似方法处理，但随着组织成分的增多，实验结果的误差也将增大。 离体血氧饱和度测量原理 当入射光透射过某种均匀，无散射溶液时，其光吸收特性遵从 Lambertbeer 定律，可描述为 [8]： clIIA  0  （ 22） 其中： 0I 、 I 分别为入射光强度和透射光强度， c、α、 A 分别为物质的浓度、吸光系数和吸光度， l 为光路长度。 在某一波长光λ 1处，方程 (22)对于血液溶液可写为： 0lgII =[ lccaca *)]([ 1211  ] （ 23） 其中 a a2为 HbO2和 Hb 在波长λ 1处的吸光系数， c1和 c 分别为 SaO2和总 Hb 的浓度。 根据血氧饱和度定义，血液中 HbO2浓度 c 之比，即 c1/c， 因此，从 (23)式可以推得： 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 10 页 )()(lg21221012 aa aclaa IIccSaO （ 24） 由式 (24)可看出，当使用单一波长 光 1 测量时， SaO2依赖于总 Hb 浓度 c 及光路长度 l。 假如再采用另一路波长光 λ 同时测量时，与式 (24)同理可得： )()(lg21221012 bb bclbb WWccSaO （ 25） 其中： Wo、 W 分别为 λ 光入射强度和透射强度， b b2为 λ1和 Hb 对 λ2波长光的吸光系数。 由方程 (24)、 (25)联立可以消去总 Hb 浓度 c 和总光路长度 l 得到方程 (26)： )()( 2112 222 bbQaa bQaSaO   （ 26） 其中：2100lglgAAIIWWQ  , 1A 和 2A 分别为血液对 λ1及 λ2波长光的吸光度。 若参考脱氧血红蛋白 和氧合血红蛋白的吸收光谱曲线 (图 23)，选择波长在 Hb 和 HbO2 吸光系数曲线交点 (805nm)附近时，即 aaa  12 时，方程 (26)变为 : BAQbb bbb aQSaO  12 2122 （ 27） 其中 A、 B 为常数，方程 (27)说明：当一个波长选为曲线交点 附近时， SaO2可以从血液溶液在两个波长点的吸光度比率求得。 这样 SaO2不依赖于总 Hb 浓度 c 和光路长度l，这就是 SaO2测定的基本原理。 以上原理的推导过程只针对纯血液溶液。 如果该原理要想实际应用于人体 SaO2无损伤检测，必须要考虑人体非血液组织对光的吸收及散射影响，并消除其所引起的测量误差。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 11 页 图 23 Hb 和 HbO2 的吸光曲线 由于人体动脉的搏动能够造成测试部位血液容量的波动，从而引起光吸收量的变化，而非血液组 织 (皮肤、肌肉、骨骼等 )的光吸收量是恒定不变的。 脉搏式 SaO2测量技术就是利用这个特点，通过检测血液容量波动引起的光吸收量变化，消除非血液组织的影响，求得 SaO2。 假设光在测试部位的传输遵循 Lambertbeer 定律，由散射、反射等因素造成的光衰减忽略不计，则透射光强为： cllcFII   1010 ,0 （ 28） 其中：α、 c、 l 分别为动脉血液的吸光系数、 浓度和光路长度；α’、 c’、 l’分别为静脉血液的吸光系数、浓度和光路长度； F 为非血液组织吸光率。 从图 22可以看出，非血液组织和静脉血液的吸光量为常量，光在穿过非血液组织及静脉血液后，未穿过动脉血液前的强度为： ,10039。 lcFII。