基于手機(jī)耳機(jī)口的便攜式血氧含量檢測儀

李 俊, 郝 鵬, 劉維亭, 邢 倩, 周 揚(yáng)

(江蘇科技大學(xué) 電子信息學(xué)院,江蘇 鎮(zhèn)江 212003)

近年來,隨著居民生活水平的日益提高,大眾的健康意識日益增強(qiáng)，越來越多的心血管方面的疾病引起了大家的廣泛關(guān)注.血氧飽和度是與該類疾病直接相關(guān)的重要生理指標(biāo)之一[1],人們越來越迫切地要求能夠隨時(shí)隨地對其進(jìn)行監(jiān)測.然而,傳統(tǒng)血氧含量檢測儀體積大、價(jià)格貴、功耗高、便攜性差；有的血氧含量檢測儀為了降低功耗和價(jià)格,犧牲了部分精度和功能.這些因素?zé)o疑阻礙了血氧儀的普及.

考慮到便攜性、低成本、低功耗和高精度等要求,一款能夠與智能手機(jī)配合工作的便攜式血氧含量檢測儀就有了其存在的必要[2].文中提出了一種基于智能手機(jī)耳機(jī)口通信的便攜式血氧儀設(shè)計(jì).它主要包括基于MSP430芯片的前端傳感器模塊以及基于智能手機(jī)應(yīng)用程序(以下簡稱APP)的軟件平臺.文中將主要介紹前端電路設(shè)計(jì)以及軟件中關(guān)鍵的濾波算法.

低功耗是前端傳感器電路的重要特點(diǎn).在非監(jiān)測狀態(tài)下,該血氧儀上的主控芯片MSP430處于待機(jī)休眠狀態(tài).當(dāng)它通過耳機(jī)口與智能手機(jī)連接時(shí),也不會(huì)立刻進(jìn)入監(jiān)測狀態(tài).這時(shí)手機(jī)耳機(jī)口沒有能量輸出,血氧儀升壓電路輸出低電平.而當(dāng)通過手機(jī)上的APP在耳機(jī)右聲道上循環(huán)產(chǎn)生正弦波后,右聲道上有微弱的能量輸出,血氧儀則通過對這些能量進(jìn)行升壓,產(chǎn)生3.3 V的高電平,即電平的跳變,它能夠喚醒MSP430,使其進(jìn)入工作狀態(tài).當(dāng)血氧儀與手機(jī)非正常分離或者手機(jī)端關(guān)閉相應(yīng)的APP后,右聲道不再提供能量,此時(shí)必然出現(xiàn)高電平至低電平的跳變,該跳變使得MSP430進(jìn)入休眠狀態(tài).血氧儀電路主要完成信號的采集、初步濾波與編碼傳輸工作,不做復(fù)雜的運(yùn)算,也不增加顯示模塊,這樣可以降低功耗,提高便攜性.手機(jī)通過耳機(jī)口電平的跳變識別接收到的數(shù)據(jù),解碼后處理,這樣相對于傳統(tǒng)血氧儀的內(nèi)核而言,處理能力更強(qiáng),精確度更高.

高精度是本設(shè)計(jì)的另一個(gè)特點(diǎn).脈搏的大小一般是根據(jù)脈搏波相鄰波峰或者波谷間距進(jìn)行計(jì)算的,因此脈搏的計(jì)算對波形具有很高的要求.由硬件初步采集的信號存在多種外部干擾,無法準(zhǔn)確描繪出脈搏波形.FIR低通濾波器具有線性相位的優(yōu)點(diǎn),即不改變波形而僅僅引入一個(gè)常數(shù)延遲,這對于準(zhǔn)確計(jì)算脈搏波非常重要.由于理想濾波器的單位脈沖響應(yīng)是無限長序列,且是非因果的.這時(shí)候可以通過窗函數(shù)對該單位脈沖響應(yīng)進(jìn)行截?cái)嘁垣@得有限長單位脈沖響應(yīng)序列[3-4].

1 測量方法

簡言之,血氧飽和度即SpO2，是通過血液中氧合血紅蛋白與總的血紅蛋白(主要包括氧合血紅蛋白與還原血紅蛋白)含量的比值來反映的.而在實(shí)際測量中,往往通過運(yùn)用光電容積脈搏波法[5]結(jié)合分光光度法來獲得SpO2,即利用氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白分別對波長660 nm的可視光和波長940 nm的紅外光具有不同吸光光譜的特點(diǎn)來實(shí)現(xiàn).其中,氧合血紅蛋白對可見光吸收較多,而還原血紅蛋白對紅外光吸收較多.此外,人體組織包含靜態(tài)吸光部分和動(dòng)態(tài)吸光部分.當(dāng)一束光穿過人體后,血氧飽和度與穿過的光強(qiáng)間有如下關(guān)系:

(1)

SpO2=α×Ratio+β

(2)

當(dāng)一束光穿過人體時(shí),入射光被人體中靜態(tài)吸光部分和動(dòng)態(tài)吸光部分分別吸收掉一部分,剩余的出射光Iout可表示如下:

Iout=Iac+Idc

(3)

式中：Idc為出射光中的直流成分,它在出射光中占較大比重;Iac為出射光中的交流成分,它主要受人體中動(dòng)態(tài)吸光部分影響.由于人體中靜態(tài)吸光部分基本保持不變,所以出射光的強(qiáng)度主要與動(dòng)態(tài)吸光部分有關(guān),則式(3)可以表達(dá)如下:

IoutMAX=Idc+IacMAX

(4)

IoutMIN=Idc+IacMIN

(5)

IoutMIN和IoutMAX分別為出射光強(qiáng)的最小值和最大值;IacMIN和IacMAX分別為血液中動(dòng)態(tài)吸光部分為最大和最小時(shí),出射光中的交流成分的大小.式(4)與式(5)相減得到式(6):

ΔIac=IacMAX-IacMIN=IoutMAX-IoutMIN

(6)

故式(1)可表達(dá)如下:

(7)

結(jié)合式(2)和式(7),即可獲得血氧飽和度值.

2 硬件設(shè)計(jì)

MSP430FG437是德州儀器生產(chǎn)的一款低功耗16位芯片,其片內(nèi)資源豐富,具有多路ADC以及3路運(yùn)放，2路DAC，32KB Flash和1KB RAM,工作電流在微安級[7-8].該芯片能夠有效降低功耗,減少外圍電路設(shè)計(jì),降低成本,并大大縮減研發(fā)周期.

通用的四段式3.5 mm耳機(jī)插頭如圖1.

圖1 四段式耳機(jī)示意圖Fig.1 Headset with four channels

血氧儀前端電路主要包括3部分:通信電路,硬件升壓觸發(fā)電路,血氧采集電路等.其中,通信電路與圖1中的MIC相連,升壓觸發(fā)電路與右聲道相連,電路上的地與耳機(jī)上的GND相連.

2.1 血氧采集電路

血氧采集電路主要包括LED驅(qū)動(dòng)電路和光電

信號采集處理電路.LED主要通過H橋驅(qū)動(dòng),如圖2.MSP430的兩個(gè)GPIO以及一個(gè)DAC接口用來共同驅(qū)動(dòng)血氧探頭[9].其中,GPIO口主要用來控制LED的通斷,DAC則用來控制LED的亮度,這樣能夠使得可視光和紅外光光強(qiáng)在一定范圍內(nèi)波動(dòng),使得后端采集的信號中的直流成分基本相等.

圖2 LED驅(qū)動(dòng)電路Fig.2 LED drive circuit design

LED光線透過人體后照射在光電管上產(chǎn)生微弱的感應(yīng)電流.感應(yīng)電流通過一級跨阻運(yùn)放被放大成電壓信號.該信號一方面被MSP430FG437的ADC模塊采集,另一方面通過一階RC電路進(jìn)行初步的低通濾波,然后送至二級運(yùn)放的反相輸入端.由于橋式電路功耗較大,如果直接采用可視光-紅外光-可視光這樣的驅(qū)動(dòng)時(shí)序,即每秒打開可視光和紅外光各128次,其工作電流接近60 mA,功耗較高.在實(shí)際運(yùn)行時(shí),采用如圖3中改進(jìn)的驅(qū)動(dòng)時(shí)序.

圖3 驅(qū)動(dòng)時(shí)序改進(jìn)后的LED驅(qū)動(dòng)波形Fig.3 Improved LED driving waveforms

圖3為通過示波器采集到的改進(jìn)后的驅(qū)動(dòng)波形,上下兩個(gè)波形分別是可視光的驅(qū)動(dòng)波形和紅外光的驅(qū)動(dòng)波形.以上面的波形為例,低電平階段表示可視光LED的打開,任意兩個(gè)低電平的間隔為7.8 ms,即表示1 s內(nèi)該LED打開128次.該時(shí)序下可視光與紅外光分別工作較短時(shí)間,然后關(guān)閉并等待下一次中斷的到來,這樣相對于可視光與紅外光連續(xù)交替工作而言,能夠較大程度降低功耗.

2.2 升壓觸發(fā)電路

手機(jī)耳機(jī)口每通道可提供15.8 mW功率,最大傳輸功率發(fā)生在240 mV[10]處,該電壓通過升壓電路后可作為觸發(fā)電平.硬件升壓與觸發(fā)電路見圖4.

圖4 升壓與觸發(fā)電路Fig.4 Boost and trigger circuit

首先,手機(jī)右聲道產(chǎn)生20 kHz規(guī)則正弦信號.該信號通過1:20的升壓線圈進(jìn)行升壓,再通過整流橋與肖特基二極管以及穩(wěn)壓芯片獲得3.3 V的電壓.單片機(jī)I/O口循環(huán)采用上升沿觸發(fā)和下降沿觸發(fā)中斷.由圖4穩(wěn)壓芯片出來的3.3 V可被單片機(jī)端口識別為高電平.當(dāng)要啟動(dòng)血氧儀前端電路時(shí),右聲道產(chǎn)生正弦波,此時(shí)穩(wěn)壓芯片輸出口電平由低到高跳變,并保持高電平狀態(tài),血氧儀前端電路工作,同時(shí)自動(dòng)將I/O口中斷模式設(shè)置為下降沿觸發(fā).當(dāng)將手機(jī)與前端電路分開,或者在手機(jī)上停止右聲道的信號輸出時(shí),穩(wěn)壓芯片輸出端的信號則由高電平跳變?yōu)榈碗娖?血氧儀前端電路處于休眠狀態(tài),同時(shí)自動(dòng)將I/O口中斷模式設(shè)置為上升沿觸發(fā).電阻R1主要是為了在高電平向低電平跳變時(shí)瞬間拉低電壓.

2.3 通信電路

通信方面主要采用前端電路到手機(jī)端的單向通信方式實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的傳輸.即前端電路利用手機(jī)的MIC接口向手機(jī)發(fā)送數(shù)據(jù).其電路由一個(gè)RC低通濾波器及隔直電容組成,主要用來降低通信過程中的高頻干擾,并且隔離耳機(jī)口輸入電壓中的直流成分,防止由于高電壓造成的耳機(jī)口損壞.整個(gè)電路的地部分通過網(wǎng)絡(luò)DGND相連.該網(wǎng)絡(luò)通過一顆0歐姆電阻與模擬地隔開.通信電路見圖5.

圖5 通信電路Fig.5 Communication circuit design

3 軟件設(shè)計(jì)

軟件實(shí)現(xiàn)主要包括兩個(gè)部分:底層單片機(jī)端軟件實(shí)現(xiàn)和手機(jī)端應(yīng)用軟件實(shí)現(xiàn).這里主要介紹單片機(jī)端的軟件實(shí)現(xiàn),并同時(shí)給出手機(jī)端的設(shè)計(jì)思路.

當(dāng)硬件上電之后,MSP430工作,初始化并打開反向并聯(lián)的LED燈中的一個(gè).燈亮一段時(shí)間后開始采樣,采樣完成后進(jìn)入采樣中斷,在采樣中斷中關(guān)閉當(dāng)前打開的LED燈,并對采樣的數(shù)據(jù)進(jìn)行編碼發(fā)送.完成發(fā)送后退出采樣中斷,等待定時(shí)器中斷的到來.當(dāng)定時(shí)中斷到來后,打開另一個(gè)LED,配置DA功能，并根據(jù)上一次采樣數(shù)據(jù)調(diào)節(jié)LED光的亮度.完成后等待采樣中斷的到來,完成另一個(gè)LED的采樣等,依此循環(huán)工作.MSP430程序運(yùn)行流程見圖6.

圖6 MSP430程序運(yùn)行流程Fig.6 Flow chart of MSP430 program

由于手機(jī)的耳機(jī)端口不能很好地識別數(shù)字信號,所以當(dāng)前端電路向手機(jī)發(fā)送數(shù)據(jù)時(shí),使用曼徹斯特編碼來實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的傳輸,即通過電平的跳變來幫助手機(jī)耳機(jī)口識別判斷輸入的信號[10].

曼徹斯特編碼亦被稱為相位編碼,是將碼元分成兩個(gè)相等的間隔:即在編碼位的1/2位處,若被編碼數(shù)據(jù)位為“1”,則負(fù)跳,反之為正跳;編碼位的開始處,若被編碼數(shù)據(jù)位為“1”,則為高電平,反之為低電平[11].

這里使用1 kbyte/s的傳輸速率,并且設(shè)定每一個(gè)編碼位的1/2位處,低電平到高電平跳變表示“1”,高電平到底電平的跳變表示“0”,首位不跳變.此處使用延時(shí)程序來實(shí)現(xiàn)每個(gè)字節(jié)125微秒的發(fā)送時(shí)長,即對“1”而言,發(fā)送62.5微秒低電平,再發(fā)送62.5微秒的高電平,以此來實(shí)現(xiàn)一個(gè)“1”的傳輸.由于需要交替?zhèn)鬏斂梢暪夂图t外光數(shù)據(jù)給手機(jī),所以在數(shù)據(jù)開頭針對不同的光增加一個(gè)字節(jié)的高電平或低電平來區(qū)分可視光和紅外光,由于傳輸?shù)臄?shù)據(jù)的大小不會(huì)超過4 096(0～4 095),所以12位數(shù)據(jù)位即可滿足設(shè)計(jì)要求.

對前端電路傳輸?shù)男盘栠M(jìn)行編碼后需要向手機(jī)端發(fā)送.圖7，8為采用示波器捕捉到的某一時(shí)刻前端電路通過耳機(jī)口發(fā)送給手機(jī)的波形.通過解碼圖7,8的波形,并與實(shí)際的數(shù)據(jù)對比,即可判斷前端電路向手機(jī)端發(fā)送的波形是否正常.以圖7為例,首先出現(xiàn)高電平到低電平的跳變,并且低電平持續(xù)一個(gè)字節(jié),則該低電平作為起始判斷位,且起始位為低電平表示該次傳輸?shù)臑榧t外光信號；后面依次為1001 1011 0001,該二進(jìn)制數(shù)需要轉(zhuǎn)換成十進(jìn)制數(shù),即2 481,該數(shù)與通過IAR仿真環(huán)境設(shè)置數(shù)組獲得的單片機(jī)內(nèi)部的數(shù)據(jù)一致,表示該次傳輸無問題；最后由于首位為低電平,所以傳輸完后末尾置低電平.由于可視光與紅外光信號是交替?zhèn)鬏數(shù)?那么將終止電平與起始電平設(shè)為一致,即都為低電平,在下一次信

圖7 紅外光信號Fig.7 Signal of infrared light

圖8 可視光信號Fig.8 Signal of visible light

號傳輸?shù)钠鹗紶顟B(tài)必然會(huì)出現(xiàn)電平的跳變,這樣有助于手機(jī)端判斷當(dāng)前傳輸?shù)氖强梢暪庑盘栠€是紅外光信號.

手機(jī)端需對單片機(jī)端傳輸?shù)臄?shù)據(jù)進(jìn)行處理,圖9給出了手機(jī)端軟件流程圖.當(dāng)用戶打開軟件,并點(diǎn)擊開始后,手機(jī)端右聲道產(chǎn)生正弦信號.單片機(jī)端開始工作,并交替向手機(jī)傳輸編碼后的信號.手機(jī)端接收信號,通過軟件進(jìn)行處理并顯示.當(dāng)用戶點(diǎn)擊關(guān)閉之后,手機(jī)右聲道停止產(chǎn)生正弦信號,單片機(jī)端斷電,同時(shí)手機(jī)端停止接收數(shù)據(jù).

圖9 手機(jī)端軟件流程Fig.9 Flow chart of smart phone software

4 FIR軟件濾波

人體脈搏波的頻率一般在10 Hz以內(nèi).對脈搏波的干擾主要包括50/60 Hz工頻干擾以及100 Hz/120 Hz室外光干擾.因此數(shù)字濾波具有如下要求:

① 通帶截止頻率ωc<10 Hz;

② 阻帶起始頻率ωs<50 Hz;

③ 濾波效果好;

④ 計(jì)算量盡可能小.

綜上考慮,基于Hamming窗[12]的FIR低通濾波器較為適合.其原因在于:

① FIR具有線性相位,這對于計(jì)算脈搏波時(shí)尤其重要;

② 系統(tǒng)穩(wěn)定,設(shè)計(jì)簡單;

③ 在過渡區(qū)衰減達(dá)到50db[13-14];

④ 能有效消除頻譜泄露.

根據(jù)Hamming窗主瓣帶寬8π/N可得到窗函數(shù)的長度N:

(8)

式中：Fs為采樣頻率.當(dāng)通過式(8)求得的N不為整數(shù)時(shí),N取其右端相鄰整數(shù).這里取Fs=128 Hz,ωc=9 Hz,ωs=40 Hz時(shí),得到N=16.5,實(shí)取N=17.為了計(jì)算簡便,直接利用MATLAB的FDATool工具箱幫助完成設(shè)計(jì),該工具箱在MATLAB的Toolboxes里面,設(shè)置如圖10.其中采樣頻率、通帶截止頻率根據(jù)各人要求設(shè)定,濾波器的階數(shù)N是通過式(8)計(jì)算獲得,Filter Order欄所填的階數(shù)為N-1.點(diǎn)擊設(shè)計(jì),即可獲得所需要的濾波系數(shù):

圖10 FDATool工具箱設(shè)置Fig.10 FDATool box setting

h=[-0.001 362 679 829 261 412 9, 0.000 287 083 116 319 590 02,

0.006 007 364 635 028 256, 0.020 819 596 020 479 468,

hucMSCs由重慶醫(yī)科大學(xué)附屬兒童醫(yī)院干細(xì)胞中心實(shí)驗(yàn)室分離并鑒定，Piwil2-iCSCs由重慶醫(yī)科大學(xué)附屬兒童醫(yī)院兒童泌尿生殖發(fā)育與組織工程重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室轉(zhuǎn)染并保存［22-23］。主要試劑和儀器為DMEM、DMEM/F-12培養(yǎng)基（Gibco）、胎牛血清（Gibco）、CCK-8試劑盒（日本株式會(huì)社同仁化學(xué)研究所）、BCA蛋白濃度測定試劑盒（碧云天）、CD9、CD63、Piwil2、MMP9抗體（Abcam）、MMP2抗體（Genetex）、PKH26紅色熒光細(xì)胞連接試劑盒（Sigma）、超速離心機(jī)（Beckman）。

0.047 147 847 993 987 76, 0.082 442 758 296 406 71,

0.119 086 009 482 187 75,0.146 915 164 985 451 79,

0.157 313 710 598 800 17, 0.146 915 164 985 451 79,

0.119 086 009 482 187 75, 0.082 442 758 296 406 71,

0.047 147 847 993 987 76, 0.020 819 596 020 479 468,

0.006 007 364 635 028 256, 0.000 287 083 116 319 590 02,

-0.001 362 679 829 261 412 9]

(9)

由式(9)看出,該濾波系數(shù)具有對稱性,實(shí)際運(yùn)算時(shí)通過化簡可以降低一半的乘法運(yùn)算量.

y(φ)=h×[x(φ),x(φ-1),…,x(φ-N+1)]T

(10)

式中；y(φ)表示第φ個(gè)濾波的數(shù)；x(φ)表示第φ個(gè)被濾波數(shù);N為窗函數(shù)長度.

通過MATLAB繪制出濾波前與濾波后的脈搏波形圖,如圖11.

圖11a),b)是經(jīng)過式(10)濾波后的可視光與紅外光數(shù)據(jù)通過MATLAB的繪圖指令直接獲得的波形圖.圖11c),d)分別為軟件濾波前的可視光與紅外光波形圖.從圖中可以看出,濾波前后波形相位沒有發(fā)生偏移.并且濾波后的波形圖能夠如實(shí)的反應(yīng)人體的脈搏和血氧飽和度.

a) 可視光下濾波后的脈搏波形

b) 紅外光下濾波后的脈搏波形

c) 可視光下脈搏波形

d) 紅外光下脈搏波形圖11 濾波前后波形對比Fig.11 Comparison between the waveforms before and after filtering

5 測試數(shù)據(jù)

使用圖3的時(shí)序,將血氧儀探頭置于封閉不透光的盒子里.示波器測試整個(gè)電路運(yùn)行情況.測試要求:① 探頭燈亮;② 前端電路向手機(jī)端發(fā)送的數(shù)據(jù)波形正常;③ 確保通過串口讀取的前端傳感器數(shù)據(jù)描繪出正常波形圖;④ 電壓不低于1.8 V.若滿足上述各要求,則記錄當(dāng)前時(shí)間點(diǎn)電壓值;若不滿足上述任一要求,測試停止.前6日波形正常，血氧儀工作正常;第7日,可視光波形與條件③出現(xiàn)不符.最終統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)如表1.

通過計(jì)算得到圖11中任意兩個(gè)波峰之間的間隔K,將K代入下式即可獲得脈搏數(shù)值:

(11)

在較短時(shí)間間隔內(nèi)，實(shí)際測量的脈搏數(shù)值與通過魚躍血氧儀測得的脈搏值的數(shù)據(jù)對比如圖12.

表1 血氧儀電壓測試情況Table 1 Voltage test of oximeter

圖12 脈搏數(shù)值走勢Fig.12 Trend of pulse value

在圖11的基礎(chǔ)上,結(jié)合式(7)對4個(gè)正常人各采集了5組數(shù)據(jù),最終獲得的R值見表2.

表2 測試獲得的血氧R值Table 2 R-value obtained by testing

6 結(jié)論

在傳統(tǒng)血氧儀的基礎(chǔ)上,通過改進(jìn)通信方式,最終實(shí)現(xiàn)了血氧儀與智能終端的連接以及手機(jī)對前端電路的控制.前端電路負(fù)責(zé)數(shù)據(jù)采集，手機(jī)負(fù)責(zé)數(shù)據(jù)處理,耳機(jī)口作為數(shù)據(jù)與命令傳輸?shù)臉蛄?該設(shè)計(jì)一方面提高了現(xiàn)有血氧儀的便攜性、精度和處理速度，另一方面為醫(yī)療設(shè)備與智能終端的通信與連接提出了一種很好的解決方案，同時(shí)，通過改進(jìn)時(shí)序使得前端電路中的傳感器部分功耗降低,通過將數(shù)據(jù)傳輸給手機(jī)處理,降低了前端電路中MCU的功耗.最后，該血氧儀能夠?qū)崟r(shí)地將血氧和脈搏數(shù)據(jù)通過手機(jī)傳輸至數(shù)據(jù)云,方便數(shù)據(jù)的存儲、調(diào)用和共享等后續(xù)功能的實(shí)現(xiàn).

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