0 引言

    作為衡量組織血液攜氧性能至關重要的指標，無創傷血氧飽和度測量為醫療診斷提供了必要的依據^[1]。近年來，血氧檢測儀的研制技術發展迅速，透射式無創傷檢測技術已經得到廣泛的應用。

    透射式血氧儀研制技術較成熟，在透射式血氧檢測設備的設計中，被檢測部位被放置于兩個發光管與接收管之間^[2]。然而因透射式血氧傳感器使用范圍受限，無法應用透射式血氧儀在體表部位（如額頭、胸腔等）進行檢測^[3]，且長時檢測致使被測者感到不適，對儀器測量的準確性造成影響。

    與透射式血氧飽和度檢測技術不同，反射式血氧飽和度檢測系統中，兩個發光管和一個接受管都位于被檢測部位的同一側，光電二極管接收來自體表的反射光。本文設計的血氧飽和度采集檢測裝置采用反射式脈搏血氧傳感器DCM03，其集成雙波長發射器和光電探測器在同一個芯片上，解決了透射式傳感器測量時受到檢測部位影響無法對體表部位進行操作的問題；另外，采用TI集成模擬前端AFE4490進行信號采集及預處理電路設計，AFE4490集成雙波長LED脈沖控制電路、濾波放大電路以及AD/DA轉換模塊等血氧前端采集電路必要功能模塊，取代了傳統分立元件搭建系統的復雜的外圍模擬電路設計，不但完成脈搏血氧信號的采集、預處理和顯示，也使得整個系統的體積減小，降低功耗。對反射式血氧儀的研制，甚至是基于集成芯片的便攜式人體生理參數檢測設備研制提供了一定的基礎。

1 測量原理 

    Lamber-Beer定律可這樣闡述:光透過透明介質被吸收的程度僅和光程有關。光照射到手指后，被指尖各組織吸收后，接收到的反射光較原始入射光而言，幅值發生了衰減?；诠鈱W法的血氧儀研制的理論基礎就是Lamber-Beer定律。

    Lamber-Beer定律數學表達式如式(1)所示：

式中，A表示介質的吸光度；K表示摩爾消光系數，不同的物質，摩爾消光系數的大小不同；C表示吸收物質的摩爾濃度。

    血液中的脫氧血紅蛋白HB與氧合血紅蛋白HBO₂對不同波長的光的吸收特性不同，參考圖1中HB和HBO₂的吸收光譜曲線^[4]。其中，虛線和實線分別為HB和HBO₂吸收系數曲線。在波長600～800 nm之間，HB的吸收系數比HBO₂的吸收系數大，在800 nm以上的波段則相反。

    入射光照射到指尖后被一定程度地吸收，反射光較入射光能量發生衰減，衰減量可反映出指尖組織結構特征,諸如骨骼、靜脈血、表皮等成分吸收光比不變^[5]，而HB和HBO₂對光的吸收比隨脈搏波周期性變化。外周血容量在心臟舒張時最少，此時血液對光的吸收最少，進而檢測到的光能量最大。相反，心臟收縮時檢測到的光能量最小。故血液對入射光吸收量的變化和血容量的變化密切相關，即血液容積原理。

    通過檢測不同波長入射光經手指吸收后的反射光強度，判斷各波長的光衰減量，就可估計出指尖血液不同組織成分的大小。

2 系統設計

2.1 硬件設計

    指尖脈搏信號采集系統的硬件設計綜合體積小、負荷低、功耗低、便攜等特點進行考慮，主要包括以下模塊：電源接入電路、光電血氧傳感器接入電路、集成模擬前端AFE4490信號采集電路及MCU主控電路。指尖脈搏信號采集系統由反射式傳感器DCM03雙波長光發射器按照一定時序交替發出光線，照射到手指后在組織表面發生漫反射，DCM03的光接收器采集指尖血液的光感應信號，將光信號轉變為電流信號，再由集成模擬前端AFE4490進行I-V轉換、初步放大濾波處理及A/D轉換等操作得到脈搏波數字信號，并輸出至MCU模塊進行如數字信號處理、提取信號交流分量等后續處理。系統的整體硬件設計框圖如圖2所示。

    其中，TI公司推出的完全集成模擬前端AFE4490，定位于血糖、心率以及血氧的臨床以及個人居家護理的應用。光電法測血氧方案的基本組成部分一般包括微處理器、檢測探頭、探頭驅動模塊、雙波長LED時序控制模塊、信號處理模塊等，若由分立元件搭建，不僅使整個系統體積龐大、降低設備便攜性能、穩定性差、電路調試麻煩，且使整個系統的耗能較大。而AFE4490集成探頭驅動模塊、時序控制模塊、AD轉換模塊、放大濾波模塊和I-V轉換模塊及可控制LED開路和短路檢測的故障診斷電路等，將傳統血氧飽和度檢測必須的模塊全部集成在很小的單片上，摒棄傳統的外圍電路設計，避免使用分立元件帶來的系統體積龐大、電路調試困難、耗能大、便攜性差的缺點。

    AFE4490最主要模塊包括LED傳輸通道和PD接收通道。其中，LED傳輸通道驅動發光二極管在合適的驅動電流下以確定的頻率交替發光；PD接收通道主要進行I-V轉換、光電信號矯正、濾除電路高頻噪聲以及AD轉換工作^[6]。AFE4490和430單片機由SPI實現數據通信。

2.2 軟件設計

    系統上電時完成各個模塊的初始化工作，包括AFE4490、USB和SPI、MCU、時鐘初始化等。系統初始化完成后，開始脈搏信號采集工作：由單片機MSP430F6659通過SPI控制AFE4490的TX通道和PD通道相關時序，在一個脈搏周期內交替采集并保存紅光通道和紅外光通道的反射信號以及它們各自環境光。采集到的脈搏信號在AFE4490中經I-V轉換、濾波放大以及AD轉換等預處理工作后，通過SPI接口輸送至MCU進行處理，包括數字濾波處理、求解信號周期、脈率和血氧的估算。最后通過OLED進行波形和參數顯示。脈搏周期確定檢測框圖和系統軟件流程圖如圖3、圖4所示。

3 抗干擾設計

    信號采集過程中，受到儀器本身或外界環境的干擾，不可避免地會在容積脈搏波中引入噪聲，使得光電容積脈搏波特征的提取變得困難，造成測量不準確，影響儀器精度。這些噪聲主要包括：由電路的不穩定性、呼吸波動及肌肉抖動等原因引起的頻率范圍0.15~0.3 Hz的基線漂移；傳感器和皮膚接觸時電阻的不穩定性或接觸不良所造成的基線瞬時抖動或階躍性的信號下降^[7]帶來的傳感器接觸噪聲；白噪聲；工頻干擾及環境光和暗電流^[8]。故對容積脈搏波進行分析處理之前，必須對原始信號進行去噪工作。正確地提取和檢出光電容積脈搏波，盡可能消除運動偽差、工頻噪聲等干擾，從而得到干凈完整的血氧信號，這關系到后續處理效果。

    本文設計的滑動平均濾波器結合高通濾波器對原始脈搏血氧信號進行去噪。其中滑動平均濾波法的原理就相當于存在一個長度固定為L的滑動窗口沿離散時間序列從前往后滑動。窗口每滑動一個采樣間隔，將會有一個新數據進入到窗口最前面，由于窗口長度L是固定的，所以窗口最后面的數據將會被舍棄。由此一來，窗口始終保持著“最新”的L個數據，其數學表達式為：

    滑動平均濾波算法較靈活，對應不同的平均點數N，波形效果不同。N越小，濾波器通帶越寬，就會有更多的低頻噪聲被保留下來，信噪比會較低。而N過大時，波形原有特性會丟失，脈搏波的特征會變得不明顯，表明測量數據偏離真實值的程度變大，均方根誤差較大。綜合考慮到信噪比、均方根誤差以及實際系統的處理效率，由圖5原始信號和不同N值濾波后的波形對比和表1所測得的評估參數知，對本系統而言，N取64時，在保持較高的信噪比的同時，信號的均方根值相對較小，波形較為合理。

    脈搏波的基線漂移是頻率0.15～0.3 Hz的低頻正弦信號，本文設計的通帶為0.5 Hz的高通濾波器，不僅可以有效濾除信號的直流分量，且對部分低頻噪聲也有一定的抑制作用。經通帶為0.5 Hz的高通濾波器濾波后得到的信號如圖6所示。由圖6知，信號的直流分量基本被濾除，保留了脈搏波的交流成分，波形更平滑，此時信噪比為35.091 2。

4 實驗結果

    在室溫下，通過對不同的測試者分別使用本系統和標準血氧儀進行測試，由標準血氧儀測得數據作為真值，得到部分測量數據如表2所示。由表2知，本系統采集到的受試者的脈率、血氧和標準設備采集到的脈率、血氧基本保持一致。臨床上，要求誤差范圍在±3%以內，本系統測得脈率和血氧相對誤差均保持在3%以內，基本滿足要求。

5 結論

    本文結合AFE4490和DCM03設計的反射式血氧飽和度檢測系統，實現了設備的小型化、易于攜帶，系統功耗較低，電路相對簡單。采用數字信號處理的方法進行準確有效地去噪，提高系統的有效性和可靠性，為便攜式生理參數監測設備(如心電、無創血壓等設備)的研究提供了一定的參考價值。 

參考文獻

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[2] 李章勇，劉亞東，姜瑜.反射式血氧飽和度測試儀的設計[J].科技信息，2013(4)：75-76.

[3] 許曉峰，歷哲，凌振寶.反射式血氧飽和度測量系統設計[J].吉林大學學報，2013(3)：260-265.

[4] 丁海曙，王廣志.用近紅外光譜方法定量評估骨骼肌有氧代謝功能[J].現代康復，2000(5)：653-655.

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[6] 周堂興.基于FPGA的脈搏與血氧飽和度監測系統研究[D].上海：東華大學，2015.

[7] 王珂.光電容積波用于血氧測量中的信號處理方法研究[D].長春：吉林大學，2007.

[8] 張彬.基于脈搏波的血氧飽和度檢測算法的研究[D].北京：北京交通大學，2009.

作者信息：

甘永進1，2，甘國妹1，蔣曲博2，寧維蓮1，胡良紅1

（1.玉林師范學院 電子與通信工程學院，廣西 玉林537000；

2.桂林電子科技大學 電子工程與自動化學院，廣西 桂林541004）