一種多波長血氧儀信號過濾運動干擾的新算法

一種多波長血氧儀信號過濾運動干擾的新算法

1檢測電路設(shè)計的必要性血氧飽和度是指血液中血液中血液中氧結(jié)合血紅蛋白（hbo2）的能力占可結(jié)合血紅蛋白（hb）容量的比例的比例。血液中的血氧濃度是呼吸循環(huán)中重要的生理參數(shù)之一。許多呼吸系統(tǒng)的疾病會引起人體血液中血氧濃度的減少,嚴(yán)重的會威脅人的生命,因此在臨床救護(hù)中,對病人的血氧濃度監(jiān)測是不可缺少的。脈搏血氧儀在國外于80年代中期投入臨床使用,我國從90年代初期引進(jìn)該儀器,現(xiàn)已廣泛應(yīng)用于臨床。目前雖然血氧儀的種類繁多,但由于都是采用二波長透射光進(jìn)行測量,因其對運動干擾非常敏感,只有在非常安靜的環(huán)境下才能進(jìn)行正常測量,因此還不能夠直接應(yīng)用于移動監(jiān)護(hù)。為了開發(fā)出適合在非安靜環(huán)境下進(jìn)行血氧監(jiān)測的可穿戴式血氧儀,作者對血氧檢測電路進(jìn)行了大量的實驗研究,發(fā)現(xiàn)傳統(tǒng)的二波長血氧檢測電路存在以下缺點:(1)光強(qiáng)信號(包括紅光和紅外光兩路)由兩部分組成:直流分量和交流分量。其中直流分量較強(qiáng),交流分量較弱,而起關(guān)鍵作用的是交流分量,它反映人手指動脈的搏動情況。但由于個體差異以及探頭安放位置的不同,交流分量的強(qiáng)弱也不同,越是交流分量小的信號,放大器越容易飽和,相應(yīng)的交流分量越難得到足夠的放大。雖然自動增益控制電路能夠自動調(diào)整放大倍數(shù)以適應(yīng)不同條件的病人,但交流信號放大的同時,直流信號也隨之被放大,由于放大器的動態(tài)范圍有限,將導(dǎo)致AC/DC的比值過低而出現(xiàn)標(biāo)度誤差。(2)當(dāng)患者的肢體運動時,會引起血液充盈的變化和探頭位置的變化,從而引起光路長度的改變,這樣就通過探頭偶合進(jìn)肢體運動干擾,由于這種干擾的頻譜與動脈血氧信號頻譜相重疊,具有相同的帶寬,這種干擾很難用傳統(tǒng)的濾波技術(shù)將其濾除。為了克服上述缺點,開發(fā)出能夠用于移動監(jiān)護(hù)的血氧儀,我們首先提出一種新的血氧檢測算法,然后根據(jù)新算法,詳細(xì)闡述系統(tǒng)電路的設(shè)計原理和定標(biāo)方法,并通過實踐證明了本設(shè)計方案的可行性。2測量原理2.1無創(chuàng)二波長血氧監(jiān)測的標(biāo)準(zhǔn)理論建立血液中的血氧飽和度定義為含氧血紅蛋白濃度(HbO2)與總的血紅蛋白之比SaΟ2=ΗbΟ2Ηb+ΗbΟ2=CΟC=CΟCΟ+Cr(1)SaO2=HbO2Hb+HbO2=COC=COCO+Cr(1)式中:CO和Cr分別為含氧血紅蛋白和還原血紅蛋白的濃度。根據(jù)朗伯-比爾定律,當(dāng)雙波長光束通過手指尖時,由于心臟搏動引起了手指尖內(nèi)動脈血量的改變從而引起吸收光強(qiáng)的改變,其透射比分別為:ln(ΙAC660ΙDC660)=(ε1oCΟ+ε1rCr)(Δdd)λ1(2)ln(IAC660IDC660)=(ε1oCO+ε1rCr)(Δdd)λ1(2)ln(ΙAC940ΙDC940)=(ε2oCΟ+ε2rCr)(Δdd)λ2(3)ln(IAC940IDC940)=(ε2oCO+ε2rCr)(Δdd)λ2(3)式(2)、(3)中ε為血紅蛋白對λ入射光的摩爾消光系數(shù);下標(biāo)1和2分別為紅光(660nm)和紅外光(940nm),下標(biāo)o和r分別為氧合血紅蛋白(HbO2)和還原血紅蛋白(Hb);IAC為有搏動的光吸收透射光強(qiáng);IDC為無搏動的光吸收透射光強(qiáng)。再定義兩波長的光吸收比率:R=log(ΙAC660/ΙDC660)log(ΙAC940/ΙDC940)(4)R=log(IAC660/IDC660)log(IAC940/IDC940)(4)把式(2)、式(3)和式(4)代入式(1),經(jīng)化簡得:SaΟ2=ε2r?R-ε1r(ε2r-ε2o)?R-ε1r-ε1o(5)式(5)為無創(chuàng)二波長血氧監(jiān)測的標(biāo)準(zhǔn)理論表達(dá)式。其主要缺點是對肢體運動非常敏感,因為患者的肢體運動會引起血液充盈的變化和光路長度的改變,由(2)式和(3)式可知,會引起R數(shù)值的變化,從而產(chǎn)生較大的測量誤差。2.2根據(jù)分區(qū)進(jìn)行的非線性均衡生活保障的計算為了克服二波長血氧儀存在的問題,本方案主要從硬件和算法兩個方面改進(jìn)監(jiān)測儀的設(shè)計。方法是在探頭兩測量光源的中間位置增加一參考光源,利用此參考信號通過非線性均衡電路來實現(xiàn)兩路測量信號的均衡放大。為了保證均衡的穩(wěn)定性,參考光源的選取原則上應(yīng)滿足其吸收特性不隨血氧飽和度的變化而變化,因此根據(jù)圖1,參考光源的波長應(yīng)選擇在等吸收點810nm處。為了推導(dǎo)出基于三波長的血氧測量算法,首先對指端血氧模型作如下假定:①所有三波長光通過肢體組織的路徑相同。②肢體運動干擾成分與血氧信號在統(tǒng)計上是獨立的。③雖然探頭耦合的運動信號在不同波長的光中幅度不同,但在同一時間假定它們成一定比例。根據(jù)Beer-Lamber定律,其透射光強(qiáng)度為:I660(t)=I01exp[-(ε1oCO+ε1rCr)L(t)](6)其中:I01為入射光強(qiáng);I為透射光強(qiáng);L為光路徑。我們用一個與時間有關(guān)的函數(shù)P(t)表示肢體運動引起的光路變化。于是,方程(1)可改寫為:I660(t)=I01exp[-(ε1oCO+ε1rCr)(L(t)+P(t)](7)I810(t)=I03exp[-(ε3oCO+ε3rCr)(L(t)+P(t)](8)首先對式(7)、(8)取對數(shù),然后讓兩式相減并對時間求導(dǎo),得到波長為660nm光通過非線性均衡后的交流信號:V13AC=d(lnΙ660(t)-lnΙ810(t))dt=V01((ε1o-ε3o)CΟ+(ε1r-ε3r)Cr)(dL(t)dt+dΡ(t)dt)(9)同理,可得到波長為940nm光通過非線性均衡后的交流信號:V23AC=d(lnΙ940(t)-lnΙ810(t))dt=V02((ε2o-ε3o)CΟ+(ε2r-ε3r)Cr)(dL(t)dt+dΡ(t)dt)(10)其中:V01和V02為不同波長的光通過光電轉(zhuǎn)換器及前級放大電路時,由電路的固有屬性決定的比例系數(shù),可以通過標(biāo)度實驗確定其大小。依據(jù)式(5)、(9)和(10),即可以求得血氧飽和度。3血液氧傳感器系統(tǒng)的設(shè)計3.1系統(tǒng)結(jié)構(gòu)系統(tǒng)硬件主要由具有無線收/發(fā)功能的單片機(jī)CC1010、A/D、D/A、多路開關(guān)組成。系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖如圖2所示。3.2放大器放空時的電流輸出在傳統(tǒng)的光電傳感器設(shè)計中,通常采用的是獨立光敏元件,利用半導(dǎo)體和光電效應(yīng)改變輸出的電流,但由于獨立光敏元器件輸出的電流極低,容易受到外界干擾,因此對后續(xù)的放大器的要求比較嚴(yán)格,要求放大器空載時的電流輸出較小,以避免放大器空載時輸出電流對信號測量的干擾,這樣對于普通的放大器就不能直接應(yīng)用在光敏元件的后端。本系統(tǒng)采用一種新型的光敏元件OPT101,該元件將感光部件和放大器集成在同一個芯片內(nèi)部,這種集成化的設(shè)計方式有效地克服了后端運算放大器空載電流輸出對光敏部件輸出電流的影響,而且芯片輸出的電壓信號可以通過外部的精密電阻進(jìn)行調(diào)節(jié),可以簡化后級電路的設(shè)計,同時芯片的集成化設(shè)計也能夠減小系統(tǒng)的功耗。3.3led驅(qū)動電路LED光源的穩(wěn)定與血氧監(jiān)測系統(tǒng)的性能密切相關(guān),光強(qiáng)的改變可使血氧飽和度的測量產(chǎn)生明顯偏差。LED的光強(qiáng)主要是由溫度和工作電流引起的,過大的電流不但使探頭的溫度升高,還可改變LED的中心波長,從而改變光路的吸收特性而引起測量誤差。因此,為了抵消光源變化帶來的影響,要求光源驅(qū)動電路能夠提供穩(wěn)定性很高的直流驅(qū)動且能夠靈敏地按照設(shè)定的邏輯時序工作。因此,我們選用東芝公司的TB62725專用多路固定電流LED驅(qū)動芯片,使用該芯片的優(yōu)點在于:(1)只用一個外接精密電位器就可以實現(xiàn)對多路輸出電流的調(diào)節(jié),既簡化了電路的設(shè)計,又實現(xiàn)了各路信號的強(qiáng)度匹配。(2)可以靈敏地實現(xiàn)CPU對LED的邏輯時序控制,不易產(chǎn)生邏輯混亂。本系統(tǒng)LED的開關(guān)頻率設(shè)定在1.485kHz,三個LED處于依次單獨發(fā)光和全部關(guān)閉四種狀態(tài)。在全部關(guān)閉狀態(tài),可以為環(huán)境光削減電路提供參考信號。這樣的方波調(diào)制光可以明顯提高信噪比。為了減小LED產(chǎn)生的熱量和延長電池的使用壽命,LED單獨發(fā)光的時間約是方波脈寬的五分之一左右。3.4血氧儀并進(jìn)行的檢測依據(jù)式(8),在電路設(shè)計上我們采用一種全新方法:(1)在信號接收電路的前級加入模擬對數(shù)比電路,這樣不但可以減少數(shù)字處理部分中對數(shù)變換部分的運算量,同時文獻(xiàn)也證明了對數(shù)比電路本身可減少血氧儀對肢體運動干擾的敏感性。(2)利用810nm光源作為公共控制通道,利用非線性均衡電路實現(xiàn)660nm和940nm兩測量信號的均衡放大。(3)在血氧飽和度計算方面只需要交流成分,消除了直流成分引起的放大器偏移,增強(qiáng)了放大器的動態(tài)范圍,在一定程度上提高了測量精度。其前級放大電路如圖3所示。3.5dc/dc轉(zhuǎn)換控制系統(tǒng)為了實現(xiàn)便攜性,我們采用一節(jié)1050mA時的鋰離子電池作為供電電源。但由于模擬電路部分需要±5V供電,因此選用TOREX公司的XC9504芯片實現(xiàn)直流電壓變換。XC9504系列是PWM/PFM自動切換控制、通用型、雙通道(升壓/反轉(zhuǎn))DC/DC轉(zhuǎn)換控制器。通過內(nèi)部0.9V標(biāo)準(zhǔn)參考電壓,使用外接器件,輸出1電壓(升壓控制器)可以在1.5～30V的范圍內(nèi)自由設(shè)定;輸出2電壓(反轉(zhuǎn)控制器)可以設(shè)定輸出負(fù)電壓。輸出電壓為+5V和-5V的DC-DC變換電路如圖4所示。圖4中的兩輸出電壓也可分別通過RB11、RB12和RB21、RB22任意設(shè)定,計算公式為:VOUT1=0.9(RB11+RB12)/RB12(11)VOUT2=(0.9-VOUT1)(RB21+RB22)+0.9V(12)3.6根據(jù)自適應(yīng)濾波器的設(shè)計,將土地上通過A/D轉(zhuǎn)換獲得數(shù)據(jù)系列之后,首先作7點平滑處理去毛刺,其次利用810nm信號作為參考信號,構(gòu)造自適應(yīng)濾波器進(jìn)一步消除肢體運動干擾信號,最后把處理好的數(shù)據(jù)發(fā)送到接收機(jī)。軟件流程如圖5所示。4動脈血氧飽和度計算定標(biāo)分二個階段進(jìn)行:首先采用Index2XL血氧飽和度模擬儀初步獲得定標(biāo)曲線。然后在臨床選取肺部疾病患者,由血氣分析儀測得的氧飽和度值與樣機(jī)同步得到的值構(gòu)成數(shù)據(jù)點,驗證與實驗室測得的氧飽和度值是否一致,最后確定標(biāo)準(zhǔn)的定標(biāo)曲線。因Index2XL可模擬含氧量為35%～100%的動脈血氧飽和度。心率范圍從30～250BPM(次/min)可變。另外,容積描記器波形可設(shè)定從0～20%的信號強(qiáng)度,模擬從無脈搏到非常強(qiáng)脈搏范圍,這些基本功能可使Index2XL模擬數(shù)種不同的病人。定標(biāo)時,標(biāo)準(zhǔn)血氧信號從指套式傳感器輸入,通過單片機(jī)測得一組V13和V23的比值定標(biāo)范圍可以在血氧飽和度35%～100%之間取值,得到的定標(biāo)曲線如圖6所示,圖中的R為兩交流分量的比率如(13)式。R=V13AC/V23AC(13)通過對15例不同年齡的病人進(jìn)行與血氣分析儀對比試驗表明,血氧飽和度值在65%～99%的范圍內(nèi),測量誤差不大于±1%,具有較高的準(zhǔn)確性和重復(fù)性,但在低于65%的范圍內(nèi)偏差較大,今