??? 摘? 要： 給出了一種無創血氧監測系統實現方法。該系統采用ADμC7026產生周期脈沖信號控制驅動電路驅動兩個不同工作波長的發光二極管(波長分別為660 nm和940 nm)分時發光，由作為跨導放大器的AD8606將接收到的透射光耦合電流信號轉換為電壓信號，并經進一步放大后，由AD?滋C7026內部集成的ADC完成數據采集。通過計算兩種波長的吸光度比值R，進而確定人體的血氧飽和度。實驗表明，該系統的無創血氧飽和度監測效果良好。?
??? 關鍵詞： 無創測量; 血氧飽和度; 光電轉換; 跨導放大器
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??? 在生理和臨床監測過程中需要持續地采集血氧飽和度的信息，如外科心臟手術和無自主呼吸情況下使用呼吸機的過程中，實時監測病人血氧含量是十分重要的。?
??? 傳統的血氧飽和度的測量是通過采血測量出人體的血氧飽和度的有創測量方法，由于需要采血，不僅給病人帶來痛苦，而且測量間隔時間長，達不到到連續監測的效果。?
??? 目前，臨床診斷基本上是用血氣分析儀測定SaO2，血氣分析儀是直接測定血液中的pH值、氧分壓和二氧化碳分壓 , 并通過這三個測量數據計算出其他數據。血氣分析儀通常價格昂貴、分析周期長，不適合廣泛使用且達不到實時監測的效果。過去幾十年中，近紅外血氧監測測量方法由于響應快、穩定性好而受到人們廣泛地關注。筆者根據近紅外血氧監測的原理提出一種方便而有效的測量方法。?
1 血氧飽和度測量原理?
??? 人體在吸氣過程中，空氣中的氧氣進入氣管并運輸到肺泡中的肺毛細血管。人體內血液通過心臟的收縮和舒張脈動地流過肺部，在此過程中，氧就進入肺毛細血管血液中。大部分氧與血液中的血紅蛋白結合成為氧合血紅蛋白(HbO2)，沒有與氧結合的血紅蛋白分子稱為還原血紅蛋白(Hb)。正常情況下，大約98%～99%的人體吸入氧氣以氧合血紅蛋白的形式存在。?
??? 足夠的氧是生命活動的物質基礎，血氧飽和度是反映血氧含量的重要參數。能否充分吸收氧氣，使動脈血液中溶入足夠的氧，對維持生命至關重要。及時檢測動脈中的氧含量是否充分又是判斷人體呼吸系統、循環系統是否出現障礙或者周圍的環境是否缺氧的重要指標。臨床上一般通過測量血氧飽和度來判斷人體血液中的含氧量。血氧飽和度是指血液中氧合血紅蛋白占血液中的血紅蛋白的比例。血氧飽和度的定義為：SaO2=HbO2/（HbO2+Hb）。?
??? 在光波長為700 nm～950 nm這段近紅外區域內，人體血液對光波的吸收存在一個“光譜窗”，如圖1所示。在這個“光譜窗”內，生物組織對光線的吸收作用大大降低，光線可以進入更深的人體組織。人體組織血管中的血紅蛋白對光線的吸收能力與血紅蛋白的狀態有密切關系，氧合血紅蛋白(HbO2)和還原血紅蛋白(Hb)對不同波長的光吸收系數差異明顯。在紅光區(600 nm～700 nm) HbO2對紅光的吸收系數遠小與Hb的吸收系數，在紅外區(800 nm～1 000 nm)Hb對紅外光的吸收系數小于HbO2吸收系數，在805 nm左右為等吸收點，HbO2與Hb吸收系數相等。血液對光吸收程度主要與血紅蛋白含量有關，紅外光吸光量的變化主要反映氧合血紅蛋白含量的變化，紅光吸光量的變化主要反映還原血紅蛋白含量的變化。這樣，通過檢測人體組織對光強的吸收情況，便可推測出血液的含氧狀況[1]。因此，近紅外光譜法能實時無創監測重要器官和組織中氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白濃度的動態變化。?
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??? 本文中采用波長660 nm的紅光和940 nm的近紅外光作為射入光源，測定穿過組織的光傳導強度，來計算血氧飽和度。圖1所示為還原血紅蛋白與氧和血紅蛋白的光吸收系數比較。?
??? 利用氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對光的吸收，來計算血氧飽和度SaO2。它們之間存在以下計算公式[3]。?
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??? (1)式中的λ1、λ2表示波長為660 nm的紅光和940 nm近紅外光；
分別表示Hb在λ1、λ2波長下的光吸收系數，HbO2在λ1、λ2波長下的光吸收系數，在λ1、λ2波長下的吸光度。波長為λ1=660 nm及λ2=940 nm的光波的吸收系數
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??? 生物組織對光的衰減包括吸收和散射兩部分，由于生物組織是強散射介質，因此散射作用大于吸收作用，經典Lambert-Beer 定律不能反映這一現象， D. T Delpy 提出應考慮強散射介質中多次散射及衰減，于是提出用下式來描述光在組織中的傳播。?
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式中，OD、Io、Ir分別表示吸光度、透射光強和入射光強[3]。由此可見，測量兩組不同的光線經過人體組織吸收后射出的光強度即可計算出吸光度比值R：?
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2 基于AD?滋C7026系統設計?
2.1 系統框架?
??? 血氧監測系統包括LED發光管的驅動電路、前端放大電路、信號采集電路以及控制輸出電路。LED發光管包括兩個不同波長的二極管，每個二極管的工作時間不同，由處理器控制驅動電路驅動分時發光。前端放大電路由跨導放大器和差分放大器構成。系統的主要算法由處理器ADμC7026計算完成。圖2是基于ADμC7026處理器的血氧監測系統框架圖。?
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2.2 系統設計?
??? 本系統采用的血氧探頭是由紅光和紅外發光管反向并聯連接成的，為了讓發光管能正常工作，利用H橋電路來驅動發光管，如圖3所示。驅動電路由4個三極管（BC856ASMD、MMBT2222各2個）構成。P0.6和P0.7作為驅動電路的選通開關，DAC2、DAC3起著電流控制的作用。在軟件中斷的配合控制下，產生1 kHz的驅動控制信號。H橋驅動電路驅動兩發光管發光的時序是：紅光開，紅光關，紅外開，紅外關，發光工作時序如圖4所示。?
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??? 由于采集到的信號極其微弱，為了確保輸入信號信噪比滿足測量要求，在模擬前端必須采用高性能放大器。AD8606具有非常低的失調電壓和優異的噪聲性能。本系統采用一片AD8606作為光信號的放大電路。其中OA0為跨導放大器，OA1作為差分放大器。?
??? 血氧探頭中的接收光管是由光電池組成，光電池將接收的光信號轉化成電流信號。電流信號的放大是由跨導放大器將電流信號轉化成為電壓信號，OA0放大器是跨導放大器的核心部分?？鐚Х糯笃鞯腞1、C1與光電池的內阻和內部電容有關，而每個光電池的內阻和電容都有很大的差別且不容易測量，這給設計跨導放大器帶來不便，相關器件參數需經實驗確定。放大器OA0中兩個輸入分別連接光電池兩端，經過OA0放大后的輸出中包括1 V左右的直流分量和峰-峰值為20 mV的交流分量。OA0的輸出接到OA1的一個輸入端。ADμC7026通過端口ADC7采集被測信號，并經過數字直流跟隨濾波器提取直流分量后，通過端口DAC1將該直流分量以電壓形式輸出作為OA1的另一端輸入。差分放大器OA1為系統提供50倍的信號幅度放大增益。模擬前端電路如圖5所示，電路原理如圖6所示。?
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2.3 算法分析?
??? 透射光信號耦合電流經跨導放大器轉換為電壓信號后，經過差分放大器OA1的輸出信號中仍然存在殘余直流分量。因此，該信號在模數轉換后，需要進行直流分量的進一步消除，即通過數字方法對信號中的殘余直流分量進行跟隨提取，并最終將其從被測量信號中去除。該直流分量跟隨濾波可采用如圖7所示的系統結構。其中，參數K決定了直流跟隨過程的收斂速度。?
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??? 在殘余直流分量濾除后，剩余交流信號中仍存在低頻噪聲，對被測信號干擾很強，這將為計算SaO2帶來較大誤差。為此，需要對低頻噪聲進行抑制。本系統采用的低頻噪聲抑制濾波器針對6～50 Hz范圍內的噪聲進行濾波，以改善系統測量精度。系統算法實現架構如圖8所示。?
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??? 本系統被測信號中直流分量的幅值接近1 V，根據(4)式可得:?
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??? 由式(5)可知，只要測得IACλ1、IACλ2即可求得R值，并進一步計算出SaO2。為使測量更為準確，本系統對采集到的透射紅光信號和紅外信號進行求均方根濾波后，再計算R的值。最后根據公式(4)計算SaO2。?
2.4 血氧飽和度采集軟件流程?
??? 血氧濃度的測量以及處理的算法框圖如圖9所示，由定時器TIMER每隔1 ms產生一次中斷通過判斷參量A的值來分別控制兩個發光管分時發光。接著對光信號進行采集和處理。?
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3 實驗結果?
??? 在血氧測試過程中，通過示波器采集到兩路放大器輸出的信號波形，如圖10所示，橫坐標軸上面的波形為跨導放大器輸出信號波形，下面的波形為差分放大后的信號波形，周期是1 ms。?
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??? 為了驗證本系統血氧飽和度測量的實際性能，對正常人做了血氧飽和度測試，測試時間間隔為20 min。測試結果如表1所示。測試的結果表明，本系統血氧測量性能良好。?
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??? 本系統基于ADI系列芯片，有效利用血紅蛋白對紅光和近紅外光的吸收特征，實現了對人體無創、實時監測功能。探頭可以放置在人的手指、耳朵以及大腿等部位，測量方便?？梢詾榕R床診斷和治療提供連續有效的血樣監測信息，具有廣闊的應用前景。?
參考文獻?
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