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1、一种人体无创动脉血氧饱和度检测电路设计一种人体无创动脉血氧饱和度检测电路设计*王永青 张志鹏 王洪瑞 刘秀玲 （河北大学电子信息工程学院，河北保定市 071002）*科技部国际科技合作项目(2008DFR10530)资助。摘要：摘要：根据动脉血液的光吸收量随脉搏波动变化的规律设计出一种人体无创脉搏血氧饱和度测试仪电路。利用 DSP 时序信号控制光源驱动电路和信号分离电路，实现信号同步发送和分离接收；采用压控电压源二阶低通滤波器消除杂散光的高频干扰；使用信号分离电路、高通滤波电路和次级低通滤波电路，分别提取出血氧直流信号和交流信号，并对其分别使用反相电路和交流信号放大电路，有助于 AD 采集，提
2、高测试精确度。利用移动平均法对采集到的血氧交流信号进行消噪处理，提高了测试数据的准确度。关键词：关键词：动脉血氧饱和度; 无创; 检测; 血氧复合信号; 移动平均算法1、引言动脉血氧饱和度是判断人体循环和呼吸系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标1。由于心脏呈周期性收缩和舒张，使得血液脉动的流过肺部，血液中一定含量的还原血红蛋白（Hb）与肺泡中的氧气结合成为氧合血红蛋白（HbO2） ，然后这些氧被运载到全身的毛细血管，并且把氧释放出来，供给细胞组织的代谢。目前，血氧饱和度的测量方法可分为有创测量和无创测量。由于有创测量检测结果缺乏时效性，易对病患造成痛苦，且操作方法较为繁琐。因此逐渐被
3、具有连续、及时、安全等特点的无创检测所代替。 2、动脉血氧饱和度测量原理 无创动脉血氧饱和度测试仪就是根据动脉血液对光吸收量随人体脉搏波动而变化的规律设计的。由于动脉血管搏动，动脉血液对光的吸收量呈脉动变化，称为脉动分量（即交流量I） ；当心脏收缩时血容量最多，光吸收量也最大，测量到的光强度最小；而心脏舒张时血容量最小，光吸收量最小，测量到得光强度最大。而静脉血、肌肉、骨骼和皮肤等其他组织对光的吸收被认为是恒定不变的（即直流量 I） ，如图1 所示。输 出 光 强 度I DCImaxIminIAC图 1 人体组织对光的吸收强度曲线动脉血氧饱和度是指在全部血液容量中，氧和血红蛋白的含量占全部可结
4、合氧含量的百分比2，即（1）%10022HbHbOHbO CCCS当以一个特定波长光照射测试部位时，按照Lambert-Beer 定律，且血液对光的吸收程度主要与血红蛋白含量有关3。通过测试部位后的光强为：(2)LCLCLC DCHbHbHbOHbOeeeII22000其中，I0为入射光强，0、C0和 L 分别为非脉动成份的人体组织和静脉血的总吸光系数、光吸收物质浓度和光路径长度；HbO2、CHbO2分别为动脉血液中氧合血红蛋白（HbO2）的吸光系数和光吸收物质浓度；Hb、CHb分别为动脉血液中还原血红蛋白（Hb）的吸光系数和光吸收物质浓度。入射光路径长度 L 会随动脉血管的舒张和收缩发生变化
5、，假设当入射光路径长度变化L 时，透射光强变化量为 IAC，则：(3)( 02200LLCCLC ACDCHbHbHbOHbOeeIII若使用两种波长为1和2的光束分别照射测试部位，则可推导出：(4)()1 ( 211211HbHbOHbHbODCACCCLSSII (5)()1 ( 222222HbHbOHbHbODCACCCLSSII 若选择波长为2的入射光线，使HbO22=Hb2，并令，则动脉血氧2211/DCACDC IIIIRAC饱和度 SaO2为：(7)11211122HbHbOHbHbHbOHbRS根据血液氧合血红蛋白（HbO2）和还原血红蛋白（Hb）在红光和近红外光区的吸收光谱
6、曲线可知，在波长 650nm 附近处，两种血红蛋白的吸光系数相差最大；在波长 805nm 附近，氧合血红蛋白的吸光系数近似等于还原血红蛋白的吸光系数，并且在波长850nm-950nm 的范围内，两物质吸光系数曲线近似重合，如图 2 所示4。综合考虑实验条件等因素，在实验中选择波长分别为 660nm 和 940nm 的两种发光二极管作为测试发光光源。氧合血红蛋白还原血红蛋白1.51.20.90.60.30吸 光 系 数波长/nm600 700 800 900 1000图 2 氧合血红蛋白和还原血红蛋白吸收光谱曲线3、硬件电路设计及其工作原理光源驱动电路测试光源血氧饱和度数据显示光电池I/V、放大
7、电路低通滤波电路 与反相电路高通滤波电路交流信号同相放大电路低通滤波电路信号分离电路AD 转换信号处理时序信号DSP手指图 3 动脉血氧饱和度监测仪电路框图Fig.3 The circuit block diagram of arterial oxygen saturation monitor人体动脉血氧饱和度监测仪电路框图如图 3 所示，由 DSP 时序信号控制光源驱动电路和信号分离电路，同步发送、接收测试信号；通过低通滤波电路消除杂散光干扰，利用次级低通滤波电路和高通滤波电路分别获得计算血氧饱和度需要的血氧直流信号和交流信号；为方便数据采集处理，提高测试精度，设计了直流信号反相电路和交流信
8、号同相放大电路。3.1 光源驱动电路本测试仪测试光源驱动电路如图 4 所示，其中RLED-CTRL1、RLED-CTRL2、 IRLED-CTRL1 和IRLED-CTRL2 为 DSP 控制时序信号端。由 DSP 产生频率为 200Hz 的时序控制信号（如图 5 所示） ，驱动红色发光二极管 D1 和红外发光二极管 D2 交替发光。在 T1时刻 Q1、Q4导通，Q2、Q3截止，红色二极管 D1 发光。在 T3时刻 Q1、Q4截止，Q2、Q3导通，红外二极管 D2发光。在 T2和 T4时刻，由于Q1、Q2、Q3、Q4均截止，D1和 D2都不发光。实现了测试光源按红光-熄灭-红外光-熄灭的顺序周
9、期性工作。图 4 测试光源驱动电路Fig.4 The driving circuit of testing sourcerled-ctrl1rled-ctrl2irled-ctrl1irled-ctrl2 T1T2T3T4图 5 DSP 时序控制信号Fig.5 DSP sequence control signal3.2 光电转换、I/V 转换与放大电路UO1iBT图 6 光电转换及 I/V 转换、放大电路Fig.6 photoelectric and I/V conversion and amplifying circuit光电转换与 I/V 转换电路如图 6 所示，本测试仪采用硅光电池作为
10、光电转换元件，由于硅光电池的光谱响应范围为 400nm-1100nm5，峰值波长在 850nm附近，与波长为 850nm 和 940nm 的两种光源匹配。将光电池与输入阻抗等效为 0 的 I/V 变换器相连，使硅光电池处于准短路状态，以保证入射光强与输出电流成线性关系。本测试仪采用反相输入型 I/V 转换电路，将光电池检测到的电流信号转换为电压信号。据图 1 可知，光电池采集到的脉搏血氧信号为反相信号，因此反相比例放大电路可将血氧信号转化为正相信号。取 R7=100K,则(8)71RiUBTO3.3 初级二阶低通滤波电路光电池接收到的红光、红外光信号中混有各种杂散光干扰信号，由于人体脉搏信号的
11、主要频率范围为0.1Hz-10Hz6。因此可以使用截止频率为 20Hz 的低通滤波电路最大限度的消除 50Hz 工频干扰及其他的高频干扰信号，提取出血氧复合信号（UDC+UAC） 。由于有源滤波器具有开环增益高、频率调节范围宽、频率稳定度和精度好等特点，因此本监测仪使用压控电压源二阶低通滤波电路（如图 7 所示） 。UO1UO2图 7 二阶低通滤波电路Fig.7 Second-order low pass filter其中，截止频率(9)HzRCfc2021其中选取 C1=C2=C=0.1，则R10=R11= 67.8 K (10)因为当 Q=0.707 时，压控电压源二阶低通滤波电路幅频特性
12、最好，所以(11)586.113QAup又因为(12)586.1189RRAup并根据二阶低通滤波的同相、反相输入端外接电阻应当基本对称的原则，即(13)9898 10RRRRR将式（12）和式（13）联立可求得 R8=183.5 K，R9= 107.5 K。3.4 红光、红外光复合信号分离电路通过二阶低通滤波电路后，输出的血氧信号为红光和红外光的复合信号。由式（7）可知，在血氧饱和度计算中分别需要红光直流信号 UDC1、红光交流信号 UAC1、红外光直流信号 UDC2和红外光交流信号 UAC2，因此本测试仪设计了红光和红外光信号分离电路，如图 8 所示。信号分离元件采用四双向模拟开关 CD4
13、066（U2） ，当 CNTL 为高电平时，开关导通，输出信号即为输入信号。当 CNTL 为低电平时，开关截止。因此，由 DSP 时序信号（图 5）控制四个选通端 CNTL。在 T1时刻，开关 U2B 导通，输出红光信号（UDC1+ UAC1） ；在 T3时刻，开关U2C 导通，输出红外光信号（UDC2+ UAC2） ；在 T2和 T4时刻，输出信号为零。实现了红光和红外光信号的分离，并且分离后的红光、红外光时序信号与光源驱动时序信号相对应。在信号分离电路之后设计电压跟随器 U3，提高输入阻抗，降低输出阻抗，以减少微弱血氧信号在后续电路中的衰减，并可起到隔离缓冲的作用。UO3UO3UO2图 8
14、 红光、红外光复合信号分离电路Fig.8 The anti-Rossi circuit of red and infrared Compound signal3.5 二阶高通滤波电路根据式（7）可知，在计算动脉血氧饱和度时，分别需要脉搏血氧信号中的直流分量 UAC和交流分量UDC。因此，本测试仪采用了压控电压源二阶高通滤波电路消除直流分量（如图 9 所示） ，截止频率设为0.1Hz。高通滤波电路的输出信号即为脉搏血氧信号的交流分量 UAC1和 UAC2。UO4(UO4)UO3(UO3)图 9 二阶高通滤波电路Fig.9 Second-order high pass filter其中，截止频率
15、fc=1/2RC=0.1Hz，取C3=C4=1F，则 R14=R15=R=1.6M。与二阶低通滤波电路同理，当 Q=0.707 时，电路幅频特性最好，经计算得 R12=4.3M，R13= 2.5M。3.6 交流信号同相放大电路UO5(UO5)UO4(UO4)图 10 交流信号同相放大电路Fig.10 The amplifying circuit of ac signals经过高通滤波后的血氧信号脉动分量远小于恒定量，即 UACUDC，为方便数据处理，提高计算精度，需对高通滤波后的红光、红外光脉动信号 UAC1和UAC2放大一定倍数。并且只有在 UAC1和 UAC2放 大相同倍数时，血氧饱和度计
16、算才不会受到影响。因此，设计双路同相比例放大电路（如图 10 所示）分别对红光、红外光脉动信号 UAC1和 UAC2进行放大。3.7 次级二阶低通滤波电路和反相电路由于血氧信号中脉动分量相对于恒定量较微弱，为方便 AD 采集，简化软件设计程序，提高监测数据精确度，本测试仪通过截止频率为 0.1Hz 的低通滤波电路，如图 11 所示，从复合信号（UAC+UDC）中提取出直流分量 UDC。此外，由式（12）可知红光、红外光分离电路的输出信号 UDC + UAC0，又因为UACUDC，因此 UDC0，为在 AD 转换时方便数据采集，本测试仪使用反相电路，使得 UDC *0。UO6(UO6)UO3 (UO3)图 11 次级低通滤波和直流
