CN102319075B - 一种血氧饱和度测量装置和测量方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种血氧饱和度测量装置和测量方法，测量装置包括：微处理器输出不同频率且成2倍比率关系的方波，方波驱动至少两种发光二极管，发光二极管发出的光经被测手指后被光敏器件接收，光敏器件转换成电压信号，电压信号经电流/电压转换放大器转换成预设幅值电压信号，模数转换器将预设幅值电压信号转换成数字信号，微处理器对数字信号进行处理，获取血氧饱和度；测量方法包括：微处理器对数字信号进行分离处理得到光电容积脉搏波并消除背景光的干扰；根据光电容积脉搏波获取谷值和峰值；对谷值和峰值进行计算获取Q值；通过Q值计算血氧饱和度，获取血氧饱和度。采用方波频分调制和数字解调，具有测量精确、电路简单以及成本低廉的特点。

Description

一种血氧饱和度测量装置和测量方法

技术领域

本发明涉及一种血氧饱和度测量装置和测量方法。

背景技术

现有技术中对血氧饱和度的测量均是依据经验公式，即测量红光和红外光的PPG(Photo Plethysmo Graphy，光电容积脉搏波)并从中提取各自的交流分量和直流分量，而后用这些信号提取所谓的R值(血氧含量)，然后根据经验公式计算血氧饱和度，如李庆波等提出的发明专利《一种血氧饱和度检测方法》(公开号：CN101433463A，公开日：2009年5月20日)等。

为了提高血氧饱和度的测量精度，李旭等提出的发明专利《血氧饱和度测量方法和装置》(公开号：CN101347334，公开日2009年1月21日)则采用PPG波形中特定部分的面积来进行计算R。

为了消除运动干扰，董秀珍等提出发明专利《消除运动干扰的血氧饱和度测量方法》(公开号：CN101632588A，公开日：2010年1月27日)则首先利用两波长标准化PPG信号之差作为理想信号构建自适应滤波器，对两波长PPG信号进行滤波以消弱部分干扰，而后按照0～100％的血氧饱和度分别构建参考信号系列，使用参考信号与原始信号的FFT(快速傅里叶变换)系数间的相关性作为动脉血氧饱和度的识别方法计算出当前动脉血氧饱和度。

发明人在实现本发明的过程中发现，现有技术中至少存在以下缺点和不足：

至今为止的血氧饱和度测量均依据的是经验公式，存在较大的原理误差，电路结构复杂，计算量大以及结果不够准确。

发明内容

本发明要解决的技术问题在于提供一种血氧饱和度测量装置和测量方法，该血氧饱和度测量装置和测量方法解决了电路结构复杂、计算量大以及计算结果不够准确的问题，详见下文描述：

本发明提供了一种血氧饱和度测量装置，所述血氧饱和度测量装置包括：微处理器、至少两种发光二极管、光敏器件、电流/电压转换放大器和模数转换器，

所述微处理器输出不同频率且成2倍比率关系的方波，所述方波驱动至少所述两种发光二极管，所述发光二极管发出的光经被测手指后被所述光敏器件接收，所述光敏器件转换成电压信号，所述电压信号经所述电流/电压转换放大器转换成预设幅值电压信号，所述模数转换器将所述预设幅值电压信号转换成数字信号，所述微处理器对所述数字信号进行处理，获取血氧饱和度。

所述微处理器采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一种。

本发明提供了一种血氧饱和度测量方法，所述方法包括以下步骤：

(1)微处理器采用不同频率且成2倍比率关系的方波驱动至少两种发光二极管；

(2)所述发光二极管发出的光经过被测手指后由光敏器件接收转换成电压信号，所述电压信号经过电流/电压转换放大器放大成预设幅值电压信号；

(3)所述预设幅值电压信号经模数转换器转换成数字信号送入所述微处理器；

(4)所述微处理器对所述数字信号进行分离处理得到光电容积脉搏波并消除背景光的干扰；

(5)根据所述光电容积脉搏波获取谷值和峰值；

(6)对所述谷值和所述峰值进行计算获取Q值；

(7)通过所述Q值计算血氧饱和度，获取所述血氧饱和度。

本发明提供的血氧饱和度测量装置和测量方法与现有技术相比具有如下的优点：

本发明依据朗伯-比尔定律，采用方波频分调制和数字解调技术设计血氧饱和度测量装置和测量方法，具有测量精确、电路简单、无需调试、工艺性好以及成本低廉的特点。

附图说明

图1为本发明提供的计算吸光度的原理示意图；

图2为本发明提供的一种血氧饱和度测量装置的结构示意图；

图3为本发明提供的分离不同波长光电容积脉搏波的示意图；

图4为本发明提供的一种血氧饱和度测量方法的流程图；

图5为本发明提供的一种血氧饱和度测量装置的另一结构示意图。

附图中各标号所代表的部件列表如下：

1：微处理器；             2：发光二极管；

3：光敏器件；             4：电流/电压转换放大器；

5：模数转换器；           PX.1：I/O口；

PX.2：I/O口；             PX.n：I/O口；

R1：第一电阻；            VCC：电源；

R2：第二电阻；            R3：第三电阻；

R4：第四电阻；            C1：第一电容；

C2：第二电容；            D1：红光发光二极管；

D2：红外光发光二极管；    A1：运算放大器；

PY口：I/O口。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本发明实施方式作进一步地详细描述。

由于动脉的脉动现象，使血管中血流量呈周期性变化，而血液是高度不透明液体，因此脉搏搏动的变化必然引起近红外光谱吸光度的变化，如图1所示。

考虑动脉血管充盈度最低状态，来自光源的入射光没有被脉动动脉血液吸收，此时的出射光强I_max最强，可视为脉动动脉血液的入射光I；而动脉血管充盈度最高状态对应光电脉搏波的谷点，即脉动动脉血液作用最大的时刻，此时的出射光强I_min最弱，为脉动动脉血液的最小出射光强I。所以，通过记录动脉充盈至最大与动脉收缩至最小时的吸光度值，就可以消除皮肤组织、皮下组织等一切具有恒定吸收特点的人体成分对于吸光度的影响。

根据修正的朗伯-比尔定律，设I₀、I分别为入射光强和出射光强，α为分子消光系数，c为待测成分浓度，l为光在组织中的平均光路长，G是由散射引起的光损失，则吸光度A可表示为：

$A=-1g\frac{I}{I_0}=-2.303\mathrm{\αcl}+G---\left(1\right)$

设生物组织的吸收系数为μ_a，则μ_a＝αc，代入式(1)可得：

A＝-2.303μ_al+G                   (2)

在近红外光透射检测中，吸光度A主要由被透射组织的吸收与散射构成，其中血液散射相对较小，可忽略不计。这样，G仅仅由除了脉动动脉血外的组织贡献，在测量过程中保持不变。设除脉动动脉血外的被透射组织共n层，第i层的吸收系数为μ_ti，动脉血的吸收系数为μ_ab，一个光电脉搏波周期上动脉充盈时最大光路长为l_max，动脉收缩时的最小光路长为l_min，则动脉充盈时吸光度A₁和动脉收缩时吸光度A₂可分别表示为：

$A_1=-2.303\underset{i=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{\μ}}_{\mathrm{ti}}{l}_{\max }-2.303{\mathrm{\μ}}_{\mathrm{ab}}{l}_{\max }+G---\left(3\right)$

$A_2=-2.303\underset{i=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{\μ}}_{\mathrm{ti}}{l}_{\min }-2.303{\mathrm{\μ}}_{\mathrm{ab}}{l}_{\min }+G---\left(4\right)$

设l为l_max与l_min之差。由于除了脉动动脉血液以外的其他组织基本稳定，不进行周期变化，因此该部分在动脉充盈和收缩时对吸光度没有影响，即式(3)和式(4)中的第一个分量相等。则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度差值为：

ΔA＝A₁-A₂＝-2.303μ_ab(l_max-l_min)＝-2.303μ_abl        (5)

在上面的推导过程中，非脉动血液和各层组织的吸收和散射的吸光度分量都被消掉了，动脉充盈时和动脉收缩时的吸光度差值ΔA仅由动脉血的脉动吸收部分贡献，主要反映脉动的动脉血的吸收变化。在本质上相当于在被透射组织中、皮肤、肌肉以及静脉血液等除脉动动脉血液外的其他组织的影响都被去除了，只留下纯粹的脉动动脉血部分来进行吸光度差值ΔA的测量。这样一来，皮肤、骨骼和肌肉等个体差异的影响都被去除了。

设入射光强为I₀，动脉充盈时检测光强和动脉收缩时检测光强分别为I_min和I_max，则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度差值ΔA为：

$\mathrm{\ΔA}=A_1-A_2=1g\left(\frac{I_0}{I_{\min }}\right)-1g\left(\frac{I_0}{I_{\max }}\right)=1g\left(\frac{I_{\max }}{I_{\min }}\right)---\left(6\right)$

测量各个波长的脉搏波I_min和I_max即可得到各个波长所对应的吸光度差值ΔA，可以计算两个波长吸光度差值ΔA_λ1和ΔA_λ2的比值Q：

$Q=\frac{{\mathrm{\ΔA}}_{\mathrm{\λ}1}}{{\mathrm{\ΔA}}_{\mathrm{\λ}2}}=\frac{1g\frac{I_{\max \mathrm{\λ}1}}{I_{\min \mathrm{\λ}1}}}{1g\frac{I_{\max \mathrm{\λ}2}}{I_{\min \mathrm{\λ}2}}}=\frac{1g{I}_{\max \mathrm{\λ}1}-1g{I}_{\min \mathrm{\λ}1}}{1g{I}_{\max \mathrm{\λ}2}-1g{I}_{\min \mathrm{\λ}2}}---\left(7\right)$

进而可求出血氧饱和度。

一种血氧饱和度测量装置，参见图2，该血氧饱和度测量装置包括：微处理器1、至少两种发光二极管2、光敏器件3、电流/电压转换放大器4和模数转换器5，

微处理器1输出不同频率且成2倍比率关系的方波，方波驱动至少两种发光二极管2，发光二极管2发出的光经被测手指后被光敏器件3接收，光敏器件3转换成电压信号，电压信号经电流/电压转换放大器4转换成预设幅值电压信号，模数转换器5将预设幅值电压信号转换成数字信号，微处理器1对数字信号进行处理，获取血氧饱和度。

其中，发光二极管2的数量大于等于2，至少有红光和红外光两种波长。具体实现时，发光二极管2的数量根据实际应用中的需要进行设定，本发明实施例对此不做限制。

其中，预设幅值根据实际应用中的需要进行设定，具体实现时，本发明实施例对此不做限制。

其中，微处理器1可以采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一种。

一种血氧饱和度测量方法，参见图3和图4，该方法包括以下步骤：

101：微处理器1采用不同频率且成2倍比率关系的方波驱动至少两种发光二极管2；

102：发光二极管2发出的光经过被测手指后由光敏器件3接收转换成电压信号，电压信号经过电流/电压转换放大器4放大成预设幅值电压信号；

103：预设幅值电压信号经模数转换器5转换成数字信号送入微处理器1；

104：微处理器1对数字信号进行分离处理得到光电容积脉搏波并消除背景光的干扰；

105：根据光电容积脉搏波获取谷值和峰值；

以两种发光二极管2为例进行说明，红光发光二极管和红外光发光二极管，假定红光发光二极管的驱动方波频率为f_R，红外光发光二极管的驱动方波频率为f_I，且f_R＝2f_I。

假定模数转换器5的采样频率为f_S，且f_S＝2f_R，并保证在红光发光二极管驱动信号高、低电平中间采样。

数字信号序列D_i可以表示为：

$D_i=D_i^R+D_i^I+D_i^B---\left(8\right)$

其中，为红光信号，为红外光信号，为背景光和光敏器件3的暗电流、电流/电压转换放大器4的失调电压的总和信号(简称背景信号)。

假定采样频率远高于光电容积脉搏波的频率，在最低驱动信号的一个周期可以近似认为

$\left\{\begin{array}{cc}{D}_1^R=D_3^R=D_A^R& D_2^R=D_4^R=0\\ D_1^I=D_2^I=D_A^I& D_3^I=D_4^I=0\\ D_1^B=D_2^B=D_3^B=D_4^B=D_A^B& \end{array}\right.---\left(9\right)$

其中，和分别为红光的光电容积脉搏波、红外光的光电容积脉搏波和背景信号的幅值。

换言之，以顺序每4个数字信号为一组进行运算：

$\left\{\begin{array}{c}{D}_{4n+1}-D_{4n+2}+D_{4n+3}-D_{4n+4}=2D_{\mathrm{An}}^R\\ D_{4n+1}+D_{4n+2}-D_{4n+3}-D_{4n+4}={2D}_{\mathrm{An}}^I\\ n=\mathrm{0,1,2}......\end{array}\right.---\left(10\right)$

即分别得到红光的光电容积脉搏波和红外光的光电容积脉搏波而且完全消除了背景信号的影响。

分别计算红光的光电容积脉搏波的谷值I_minλ1和峰值I_maxλ1，红外光的光电容积脉搏波的谷值I_minλ2和峰值I_maxλ2；

106：对谷值和峰值进行计算获取Q值；

其中，若只有两个波长，则通过公式(7)计算Q值；如果采用多个波长，则采用公式(6)计算各个波长的吸光度值ΔA_λ1、ΔA_λ2、......ΔA_λn。

107：通过Q值计算血氧饱和度，获取血氧饱和度。

其中，Q值与血氧饱和度的关系可以通过大样本统计得到，

当采用两个波长时可以据此计算出Q值，最终根据统计得到的Q值与血氧饱和度的关系计算出血氧饱和度；如果采用多个波长，则计算各个波长的吸光度差值ΔA_λ1、ΔA_λ2、......ΔA_λn，然后利用各个波长的吸光度差值ΔA_λ1、ΔA_λ2、......ΔA_λn计算血氧饱和度；各个波长的吸光度差值ΔA_λ1、ΔA_λ2、......ΔA_λn与血氧饱和度的关系可以通过大样本统计得到。

如图4所示，一种血氧饱和度测量装置电路采用了红光、红外光两种发光二极管2，微处理器1的两个I/O口PX.1和PX.2分别通过第一电阻R1和第二电阻R2驱动红光发光二极管D1和红外光发光二极管D2，红光发光二极管D1和红外光发光二极管D2发出的光透光被测手指被光敏传感器3所接收，光敏传感器3所接收的信号经过由运算放大器A1、第一电容C1、第二电容C2和第三电阻R3、第四电阻R4所组成的电流/电压转换放大器4转换成预设幅值电压信号，然后模数转换器5以最高驱动发光二极管2频率的二倍速度将预设幅值电压信号转换成数字信号通过PY口送入到微处理器1。

数字信号在微处理器1先分离出不同波长光电容积脉搏波：每顺序获取的4个数字信号为一组，按照

$\left\{\begin{array}{c}{D}_{4n+1}-D_{4n+2}+D_{4n+3}-D_{4n+4}=2D_{\mathrm{An}}^R\\ D_{4n+1}+D_{4n+2}-D_{4n+3}-D_{4n+4}={2D}_{\mathrm{An}}^I\\ n=\mathrm{0,1,2}......\end{array}\right.---\left(11\right)$

得到红光的光电容积脉搏波和红外光的光电容积脉搏波，据此计算出Q值，最终根据统计得到的Q值与血氧饱和度的关系计算出血氧饱和度。

综上所述，本发明实施例提供了一种血氧饱和度测量装置和测量方法，本发明实施例依据朗伯-比尔定律，采用方波频分调制和数字解调技术设计血氧饱和度测量装置和测量方法，具有测量精确、电路简单、无需调试、工艺性好以及成本低廉的特点。

本领域技术人员可以理解附图只是一个优选实施例的示意图，上述本发明实施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。

以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (1)

1.一种血氧饱和度测量装置的测量方法，所述血氧饱和度测量装置包括：微处理器、至少两种发光二极管、光敏器件、电流/电压转换放大器和模数转换器，所述微处理器输出不同频率且成2倍比率关系的方波，所述方波驱动至少所述两种发光二极管，所述发光二极管发出的光经被测手指后被所述光敏器件接收，所述光敏器件转换成电压信号，所述电压信号经所述电流/电压转换放大器转换成预设幅值电压信号，所述模数转换器将所述预设幅值电压信号转换成数字信号，所采用的采样频率是频率最高方波的频率2倍；所述微处理器对所述数字信号进行处理，获取血氧饱和度，其特征在于，所述血氧饱和度测量装置的测量方法包括以下步骤：

(1)所述微处理器对所述数字信号进行分离处理得到光电容积脉搏波并消除背景光的干扰；

(2)根据所述光电容积脉搏波获取谷值和峰值；

(3)对所述谷值和所述峰值进行计算获取Q值；

(4)通过所述Q值计算血氧饱和度，获取所述血氧饱和度；

其中，步骤(1)具体为：红光发光二极管的驱动方波频率为f_R，红外光发光二极管的驱动方波频率为f_I，且f_R＝2f_I；模数转换器的采样频率为f_S，且f_S＝2f_R，并保证在红光发光二极管驱动信号高、低电平中间采样，数字信号序列D_i表示为：

$D_i=D_i^R+D_i^I+D_i^B---\left(1\right)$

其中，为红光信号，为红外光信号，为背景光和光敏器件的暗电流、电流/电压转换放大器的失调电压的总和信号；

采样频率远高于光电容积脉搏波的频率，在最低驱动信号的一个周期近似认为

$\left\{\begin{array}{cc}{D}_1^R=D_3^R=D_A^R& D_2^R=D_4^R=0\\ D_1^I=D_2^I=D_A^I& D_3^I=D_4^I=0\\ D_1^B=D_2^B=D_3^B=D_4^B=D_A^B& \end{array}\right.---\left(2\right)$

其中，和分别为红光的光电容积脉搏波、红外光的光电容积脉搏波和背景信号的幅值；

换言之，以顺序每4个数字信号为一组进行运算：

$\left\{\begin{array}{c}{D}_{4n+1}-D_{4n+2}+D_{4n+3}-D_{4n+4}={2D}_{\mathrm{An}}^R\\ \end{array}\right.$

$D_{4n+1}+D_{4n+2}-D_{4n+3}-D_{4n+4}={2D}_{\mathrm{An}}^I---\left(3\right)$

n＝0,1,2……

分别得到红光的光电容积脉搏波和红外光的光电容积脉搏波，消除了背景信号的影响；

其中，步骤(3)具体为：

若只有两个波长，则通过公式(5)计算Q值；如果采用多个波长，则采用公式(4)计算各个波长的吸光度值ΔA_λ1、ΔA_λ2、……ΔA_λn；

设入射光强为I₀，动脉充盈时检测光强和动脉收缩时检测光强分别为I_min和I_max，则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度差值ΔA为：

$\mathrm{\ΔA}=A_1-A_2=\lg \left(\frac{I_0}{I_{\min }}\right)-\lg \left(\frac{I_0}{I_{\max }}\right)=\lg \left(\frac{I_{\max }}{I_{\min }}\right)---\left(4\right)$

测量各个波长的脉搏波I_min和I_max即得到各个波长所对应的吸光度差值ΔA，计算两个波长吸光度差值ΔA_λ1和ΔA_λ2的比值Q：

$Q=\frac{{\mathrm{\ΔA}}_{\mathrm{\λ}1}}{{\mathrm{\ΔA}}_{\mathrm{\λ}2}}=\frac{\lg \frac{I_{\max \mathrm{\λ}1}}{I_{\min \mathrm{\λ}1}}}{\lg \frac{I_{\max \mathrm{\λ}2}}{I_{\min \mathrm{\λ}2}}}=\frac{\lg I_{\max \mathrm{\λ}1}-\lg I_{\min \mathrm{\λ}1}}{\lg I_{\max \mathrm{\λ}2}-\lg I_{\min \mathrm{\λ}2}}---\left(5\right).$