基于da雙光源交替發光的人體血氧監測儀

血氧飽和度表示人體血液的含氧量，能夠有效反應人體循環系統和循環系統的生理狀態，對疾病的診斷和健康監測起到了積極作用。現今,無創血氧檢測方法已得到了很好的發展,從傳統的透射式檢測方法逐漸發展到反射式血氧檢測、便攜式血氧檢測以及集成了無線模塊的血氧檢測設備。但由于結構、功耗及運動干擾等因素的影響限制了其在動態環境下的應用,使得血氧飽和度檢測仍然無法實時準確的獲取人體血氧狀態。而人體處于自然狀態下的生理信號更能準確的反映其生理狀態,尤其在一些特殊場合,如術后跟蹤觀察、社區醫療及家庭保健,都需要在不影響人們日常工作生活的同時,實時的獲取血氧飽和度信息;再如戰場環境中的士兵,實時的獲取其血氧飽和度狀態,能有效及時的判斷士兵是否存在因戰創傷導致的張力性氣胸或窒息的情況的發生,便于盡快的采取營救措施,挽救生命。為實現血氧飽和度的動態實時監控,需要滿足以下三點要求:適合佩戴的物理結構、可較長時間監控的低功耗設計以及較好的運動干擾消除方案。近年來出現了一些關于血氧飽和度無線檢測方法的研究,但多數僅著重于無線模塊的設計,而沒有具體提出在無線便攜式監測中運動干擾的消除方法。本研究針對這三個要求展開,設計和探討穿戴式血氧飽和度監測的方法,在微型化、低功耗和抗運動干擾方面取得了很好的效果。1入射式接頭內固定穿戴式血氧飽和度監測意在不影響人們正常活動的前提下進行血氧信息的采集。通常的透射式血氧檢測方法血氧探頭只能放置于手指或耳朵上,對于運動狀態的檢測來說,探頭不易固定且極大影響人的日常生活,無法滿足動態血氧監測的要求。而反射式血氧檢測方式不受探頭安放部位的限制,可以將其嵌入到頭帶內固定在人體前額,實時獲取血氧信息。與透射式檢測不同,反射式探頭發光管和接收管置于同一側,通過接收人體組織反射回來的光進行檢測,如圖1所示。入射光通過人體組織后,經過多次散射,其中一部分重新返回皮膚表面,從宏觀上看表現為反射光形式,其整個光程通過皮膚及皮下組織。有文獻表明,光源與接收器之間的距離決定了可探測光入射人體組織的深度,因此選擇不同的探測距離可獲取不同深度組織的血氧信息。設計中選擇間距1.5cm放置LED和接收頭,以更好的獲取人體血氧飽和度信息。根據光子擴散方程以及朗伯比爾定律,可推導出反射式血氧飽和度的計算公式:其中,IλAC、IλDC分別表示波長為λ的光強交流分量及直流分量,As、Bs為血氧定標系數。由公式可知,反射式血氧飽和度與透射式血氧飽和度一樣可以通過光電容積脈搏波(Photoplethysmography,PPG)信號的交流與直流信息計算得到。2系統設計整個系統設計包括硬件設計、時序控制以及低功耗設計。2.1頭、信號采集模塊硬件設計主要考慮儀器的小型化和可穿戴性,由反射式探頭、信號采集模塊、光源驅動、無線收發四個部分組成,實現發光、檢測以及無線發送的功能。整個硬件嵌入可佩戴的頭帶上,通過無線收發與外界通信,系統結構如圖2所示。2.1.1帶側部控制器反射式探頭僅含有雙光源發光LED和光頻轉換接收頭兩個器件。LED和接收頭以1.5cm間距固定于頭帶前側,與固定在頭帶側部的控制和采集硬件模塊以短導線連接。佩戴時探頭位于前額,而硬件電路模塊位于頭側部。光源采用的是660nm、905nm雙波長LED,僅由正、負兩引腳控制,當流經LED電流方向為正向或負向時,可發出紅光或紅外光。接收器件采用的是光頻轉換接收頭,這是一種特殊的紅外接收電路,它將紅外接收管與放大電路集成在一起,可感知光強并將其轉化為頻率大小。2.1.2傳輸過程中的干擾信號采集模塊主要完成PPG信號數字化的任務,大多數設計中均采用光電接收管、信號調理電路、AD采樣來實現。這種設計是實現模擬信號采集的常用方法,因此被廣泛的使用。但在穿戴式血氧飽和度監測上采用這種數據采樣的方法卻存在一些缺點:(1)探頭獲取的PPG信號通過導線以模擬電壓的形式向采集模塊傳輸,在傳輸過程中很容易引入干擾。(2)計算血氧飽和度需要同時獲取兩種光波經人體組織衰減后的PPG信號,通常是采用脈沖調制的方法讓發光LED以一定頻率交替發光。這樣光電管所輸出的電壓不是連續信號,而是一組脈沖序列,PPG信號就加載在這一系列的脈沖序列中。這時對這個信號進行模擬信號調理,如低通或高通濾波容易對整個信號造成衰減,而不能像對連續信號的處理那樣,僅僅濾出干擾信號。(3)采樣電路所需的器件繁多,結構復雜,不易小型化,無法滿足穿戴式監測的要求。設計中采用的是光頻轉換接收頭作為傳感器。接收頭是反射式探頭中的一部分,同時構成了設計的整個采集模塊。其輸出的頻率信號直接輸入單片機,單片機通過捕捉計數的方式計算出輸入信號的頻率信息,從而獲取被人體組織衰減后的光強信號。這樣避免了復雜的信號調理電路,更易實現儀器的小型化,避免模擬信號調理對加載有PPG信號的脈沖序列的衰減,并且接收頭獲取的光強信號是以頻率大小的形式傳輸的,不會在傳輸中引入干擾。而信號的調理通過數字信號處理完成。2.1.3led光催化器工作原理中央處理器采用MSP430F1611進行設計。這是一款16位超低功耗單片機,符合低功耗設計的要求;其內部集成的兩個D/A數模轉換通道,可便捷的對LED的發光狀態進行控制,而不需要添加額外的轉換芯片,簡化了電路。數模轉換后的電壓控制信號,經精密單位差動放大器INA105構成的恒流源電路轉換為穩定的電流信號,以驅動LED發光。通過改變D/A數模轉換的輸出電壓值,可方便的控制LED的發光狀態,電路簡單易于小型化設計。采用的660nm、905nm雙波長LED,當通過正向或負向電流時分別發出兩種不同波長的光波。如圖3所示,差動放大器INA105與簡單的外圍器件構成了恒流源電路,其輸出電流Io受輸入電壓Vi及參考電阻Rf控制,其計算公式為:設置不同D/A轉換參數,D/A輸出的電壓通過第一級運放電路在Vi處轉換為正、負電壓值,這樣在通過INA105恒流源電路后,可輸出正向或負向電流Io以驅動LED發出兩種不同波長的光。2.1.4線收縮功能的實現設計中探頭和控制檢測模塊一同放置在了頭帶上,如果還采用導線連接的方式向外傳輸數據將不便于設備的佩戴,因此近程無線收發功能成為穿戴式監護的最佳解決方案。在血氧采集終端上加入無線收發模塊,獲取的人體血氧飽和度值可以通過無線方式發送出去。這樣,血氧探頭與采集模塊可一同放置在頭帶上,兩者之間僅需很短的導線連接。設計中采用低功耗藍牙模塊JBM-141組建藍牙模塊實現近程無線通信。在使用時終端直接佩戴在人體前額,獲取的數據通過藍牙通信發送到手持PDA。2.2接收頭頻率控制紅光和紅外光通過脈沖調制,以50Hz頻率交替發光,接收頭在LED開始發光后稍作延時再開啟,以獲取光源穩定后的光強信息。時序圖如圖4所示。捕捉定時器在開啟LED光源后延時0.5ms再開啟以保證光源的穩定,之后,在接收頭輸出頻率信號的第一個上升沿到來時開始以設置的時鐘頻率計數,直到檢測到信號的下一個上升沿時停止計數,計數值大小正好反映信號頻率大小,代表了接收到的光強。設計大大簡化了硬件電路的復雜度,大部分功能通過軟件控制。首先由D/A數模轉換得到控制電壓,在通過恒流源驅動后使LED發光;接收頭接收反射光強,轉化為頻率信號送到單片機進行采集;獲取的數字信號進行處理后根據朗伯比爾定理計算血氧飽和度值,最后將計算得到的結果通過無線方式發送出去。2.3血氧飽和度采集儀在系統中,應注意將處理器和熒光led低功耗的設計主要從硬件電路和軟件控制上入手。硬件電路上,采用TPS76033提供3.3V電源系統,選擇MSP430F1611超低功耗微處理器和低功耗藍牙模塊JBM-141。軟件控制上主要是對設備工作狀態的控制,避免其一直處在全速運行的狀態。血氧飽和度采集儀中處理器和發光LED是耗能最多的兩個模塊,因此對這兩個部分的工作時序進行低功耗控制。血氧飽和度計算需要檢測兩波長光衰減后的PPG信號,在脈沖調制LED交替發光時,盡量減少LED發光的持續時間,而讓其更多的時間處于熄滅狀態,以減小其功耗。如圖4工作時序所示,以3ms為單位,每個周期點亮紅光和紅外光一次,其余的14ms讓LED處于關閉狀態以節約能耗。對于處理器來說,MSP430F1611本身帶有不同的工作模式,其低功耗控制,可在血氧采集計算完成以后讓處理器進入低功耗休眠模式,直到下一次任務開啟時喚醒進入全速運行模式。3基于運動干擾的ppg信號算法設計中處理器直接采集接收頭輸出的頻率信號,沒有進行模擬信號的處理。因此,信號中包含許多干擾有待消除,其中主要的包括本底光噪聲、血液低灌注、電器干擾、探頭耦合干擾以及運動干擾。為了得到準確的血氧飽和度值必須對采集到的原始信號進行數字信號處理。首先對原始PPG信號以及干擾按照頻譜特性進行分類,可將其看成是目標信號和干擾信號的疊加:其中Sac和Sdc為目標信號的交流和直流分量,而Nac、Ndc、Nmix分別表示疊加在交流分量上的高頻噪聲、疊加在直流分量上的低頻噪聲以及頻帶與PPG信號混疊的噪聲。對于低頻和高頻噪聲Nac、Ndc可以簡單的運用數字濾波器將其消除。采集一段10s的數據,對其進行處理,圖5為數字濾波前后的PPG信號,經過數字濾波以后,高頻噪聲和低頻基線漂移被有效的消除,但是頻率混疊的信號仍然包含其中。對于頻率混疊干擾Nmix,用簡單的濾波無法消除,而這一噪聲通常是由運動干擾引入的。對于穿戴式血氧飽和度監測,運動干擾的去除尤為重要。因此,設計針對這一干擾,提出了一種血氧飽和度干擾分離自適應對消算法,從PPG信號的交流分量上來消除運動對計算結果帶來的干擾。算法基于一個假設:在較短時間內,人體血氧飽和度值處于相對恒定的狀態。當沒有運動干擾引入的時候,PPG信號相對穩定,其交流分量表現為平穩信號;而當受到運動干擾時,PPG信號交流分量會出現波動。若通過峰峰值計算信號的交流分量,會導致獲取的數據量過少,進行自適應消噪時需要很長的時間才能使輸出收斂。因此采用計算信號包絡線的方法擴充數據量,能更好的提取PPG交流分量中干擾的波動趨勢。如圖6所示,計算信號上下包絡線,相減得到PPG信號的交流分量。將紅光PPG交流分量rdac與紅外光PPG信號的交流分量irac做差,得到兩者的差值Δac。根據假設,PPG信號波動是由運動引起,Δac中包含了運動對信號的干擾,其交流成分與運動干擾相關。因此在差值信號中提取其交流成分作為參考信號,對兩光的交流分量做自適應消噪,即可得到較為干凈的信號。對采集的10s信號進行自適應消噪,如圖7所示,兩光PPG信號的交流分量在處理后雖然仍然隨運動而波動,但其波動程度趨于一致。這是因為在處理前,由于運動干擾,光在通過人體組織時光程發生改變,由于脫氧血紅蛋白與氧合血紅蛋白對不同波長光波的衰減系數不同,造成出射光的波動程度不一樣,如圖7中處理前的信號所示。經過處理消除了運動引起的兩光的波動差異,因此兩光的交流之比趨于一穩定的數值。通過處理后的交流和直流分量,可計算得到準確的血氧飽和度值。采集一段持續10s并含有強烈運動干擾的98%正常血氧飽和度數據進行計算,其計算結果如圖8所示。通過傳統的方法計算,每一個脈搏波只能得到一個結果,當受運動干擾的影響時,出現計算偏差,結果低于98%正常血氧飽和度值;而采用自適應對消算法處理后計算得到的結果誤差小于1%,很好的逼近真實值。4實驗設