關(guān)于交直流電路的實(shí)時(shí)血氧檢測系統(tǒng)設(shè)計(jì)

梁 雋，杜玉曉

(廣東工業(yè)大學(xué) 自動化學(xué)院,廣東 廣州 510006)

關(guān)于交直流電路的實(shí)時(shí)血氧檢測系統(tǒng)設(shè)計(jì)

梁 雋，杜玉曉

(廣東工業(yè)大學(xué) 自動化學(xué)院,廣東 廣州 510006)

針對血氧儀系統(tǒng)對血氧參量要求精確度高、抗干擾能力強(qiáng)和功耗低的設(shè)計(jì)要求，本文的信號放大設(shè)計(jì)部分采用了差分運(yùn)放放大電路，提高了信號的信噪比，增大信號的共模抑制比.針對測量環(huán)境光的干擾，設(shè)計(jì)了一組交直流分離電路，可有效地硬件分隔紅光和紅外光，消除環(huán)境光的干擾，提高了系統(tǒng)的工作能力；同時(shí)采用微分閾值對血氧參量進(jìn)行處理，使系統(tǒng)的信號實(shí)用性大大提高.整體設(shè)計(jì)方案的電路設(shè)計(jì)和實(shí)際測試結(jié)果證明了該方案的可行性和可靠性.

信號采集； 微分閾值； 血氧含量； 交直流分離電路

在現(xiàn)代醫(yī)療行業(yè)迅猛發(fā)展的潮流當(dāng)中，以生命信息量為基礎(chǔ)的監(jiān)護(hù)產(chǎn)品已廣泛應(yīng)用于臨床的管理當(dāng)中，因此監(jiān)護(hù)儀的使用應(yīng)貫穿于整個(gè)治療、康復(fù)的過程.但是監(jiān)護(hù)過程中病人有著不可避免的轉(zhuǎn)移和移動而造成傷害的可能性，所以設(shè)計(jì)一種能進(jìn)入普通家庭的監(jiān)護(hù)儀來測試生理量和分析病人的實(shí)時(shí)健康狀況是非常有必要的.當(dāng)病人身體出現(xiàn)異?，F(xiàn)象時(shí)監(jiān)護(hù)儀會發(fā)出報(bào)警信號，方便醫(yī)生及時(shí)采取搶救措施[1-5]，把突發(fā)的風(fēng)險(xiǎn)可能性壓到最低.信息化社會中，以太網(wǎng)是監(jiān)護(hù)儀的最佳連接設(shè)備，它能把病人的生理信息及時(shí)而又準(zhǔn)確地傳送到醫(yī)院或者醫(yī)護(hù)人員所操作的監(jiān)護(hù)儀當(dāng)中.這樣能實(shí)時(shí)地對病人病情進(jìn)行分析研究并做出相應(yīng)的下一步治療手段.目前國內(nèi)病人監(jiān)護(hù)儀的市場容量很大，正處于需求的上升時(shí)期.產(chǎn)品在國內(nèi)市場的年銷售量僅2 000～3 000臺，而需求量為上萬臺左右.國內(nèi)產(chǎn)品品種少、質(zhì)量差，目前尚無法與國外產(chǎn)品相抗衡.

血氧飽和度(SpO2)是指血紅蛋白在一定氧分壓下與氧結(jié)合的程度，也就是氧含量和氧容量的百分比[6-7].現(xiàn)代醫(yī)療通常采用的是動脈的血氧飽和度.動脈的氧含量(Blood Oxygen Coutent)包括物理溶解的和化學(xué)結(jié)合的兩部分，實(shí)際上物理溶解量非常小，氧含量實(shí)際指的是與血紅蛋白結(jié)合的氧量.氧容量(Blood Oxygen Capacity)是指血與大氣充分接觸平衡后的氧含量，它取決于血紅蛋白的量.

目前世界上測量血氧主要有兩種方法，分別稱為有創(chuàng)測量法和無創(chuàng)測量法.有創(chuàng)測量是傳統(tǒng)的醫(yī)學(xué)測量方法，目前在大多數(shù)醫(yī)院當(dāng)中依舊采用,即用儀器采集到病人新鮮的血液，再對血樣進(jìn)行化學(xué)分析測出血中相應(yīng)的氧分壓，但也給病人帶來刺痛和感染的風(fēng)險(xiǎn)[8-10]；本文采用的是現(xiàn)代較為先進(jìn)的無創(chuàng)測量方法.現(xiàn)今醫(yī)學(xué)標(biāo)準(zhǔn)中，氧分壓和血氧飽和度有著一定的對應(yīng)關(guān)系，這也讓后者可以有效地代替前者，而且還能利用心臟跳動引起的血脈回彈測出相應(yīng)的脈率.在血氧的信號計(jì)算方面，通常采用SpO2和血氧電路的Q值的關(guān)系式得出來.血氧量SpO2=AQ2+BQ+C, 此處Q=(ACred/DCred)/(ACir/DCir).所以只要設(shè)計(jì)出一種血氧系統(tǒng)，測得紅外光和紅光的交直流電壓值，取得Q.然后在大量血氧數(shù)據(jù)代入血氧量計(jì)算公式，即可以得到系統(tǒng)在本身Q值下對應(yīng)的A值、B值和C值.以往的血氧監(jiān)測系統(tǒng)一般都是有創(chuàng)監(jiān)測，或者是現(xiàn)場監(jiān)測，只在某些特殊場合下由醫(yī)護(hù)人員進(jìn)行操作.本文的血氧儀模塊的核心電路部分采用一塊芯片實(shí)現(xiàn)多種硬件才能實(shí)現(xiàn)的功能，可以有效簡化血氧儀的硬件，進(jìn)一步降低系統(tǒng)的功耗.

目前國內(nèi)有學(xué)者在這一領(lǐng)域做出了很多課題.有廈門大學(xué)的張曉軍，他在學(xué)位論文《基于ARM的血氧飽和度測量儀研制》中前端的硬件采集模塊中僅有基本的放大和濾波電路，在后端的嵌入式系統(tǒng)上采用大量的算法去處理前端采集的信號，得到了不錯(cuò)的結(jié)果，但前端的模擬信號處理得到的信號失真使最終的信號和原始的血氧信號存在一定的差距.國外的研究發(fā)展較快，比如TI、AD公司均有成熟的方案和套路，前端模擬信號處理模塊直接集成，方便了血氧模塊的硬件開發(fā).但國外公司技術(shù)支持提供有限，前端的集成芯片并不利于開發(fā)人員后期的硬件維護(hù)和系統(tǒng)的升級.

因此，本文既在前端模擬信號處理硬件電路上采用可控增益放大電路，電壓跟隨，二階低通濾波和工頻濾波法可有效提取初始的失真波形成，在紅光信號和紅外光信號方面采取的交直流分離電路去濾除相應(yīng)的環(huán)境光信號，又在后端采用微分閾值算法對波形進(jìn)行精確提取，將數(shù)據(jù)以BCI協(xié)議打包后用以太網(wǎng)的形式遠(yuǎn)程送到PC中.

1 整體系統(tǒng)設(shè)計(jì)

血氧綜合儀系統(tǒng)主要由4部分組成，分別為信號采集、模擬信號處理、ARM數(shù)字信號處理、血氧信號顯示與輸出[11].

(1) 信號采集部分是通過電極和傳感器拾取人體生理參數(shù)信號，并將光、壓力等其他信號轉(zhuǎn)化為模擬電信號.測量時(shí)將人的中指夾在指套里，光脈沖透過手指被紅光和紅外光接收二極管重新轉(zhuǎn)換為電脈沖，當(dāng)手指動脈搏動時(shí)，透過的光強(qiáng)隨著變化，所轉(zhuǎn)換的電脈沖的幅度也隨著脈動.

(2) 模擬信號處理部分是通過模擬電路對采集的信號進(jìn)行反相放大、差分放大、電壓跟隨、交直流分離電路、工頻陷波等處理.傳感器得到的信號比較弱，使用運(yùn)放電路實(shí)現(xiàn)信號放大.放大倍數(shù)約為反饋電阻與輸入電阻的比值[12-15].同時(shí)，測量環(huán)境周圍有著不可避免的其他污染光源，足以影響著前端測量的光電傳感器，因此本文選用的二級放大電路是差分運(yùn)放電路，可以有效濾除相同條件下產(chǎn)生的噪聲，提高信號的信噪比.電壓跟隨器的輸入電壓與輸出電壓大小和相位一樣.電壓跟隨器的輸入阻抗很大，輸出阻抗很小，可以看成是一個(gè)阻抗轉(zhuǎn)換的電路(低頻)，這樣可以提高原來電路帶負(fù)載的能力.

(3) 基于LPC1768的芯片主控部分，芯片內(nèi)資源豐富.設(shè)計(jì)中的模數(shù)轉(zhuǎn)換用的是芯片內(nèi)部轉(zhuǎn)換，相比于其他設(shè)計(jì)方案中的前端轉(zhuǎn)換，節(jié)省了板上的電路資源，直接可編程實(shí)現(xiàn)轉(zhuǎn)換功能.芯片核心的數(shù)據(jù)處理也是內(nèi)部存儲器通過編程控制采集到的數(shù)據(jù)的檢測、打包、發(fā)送等功能，并對系統(tǒng)的其他組件發(fā)出控制信息.

(4) 血氧信號顯示與輸出部分是顯示波形、文字、圖形、啟動報(bào)警和打印記錄.一個(gè)完整的生理參數(shù)監(jiān)測系統(tǒng)還可以與上位PC機(jī)相連，利用客戶端友好的人機(jī)界面更加利于監(jiān)測分析，圖1為血氧綜合儀系統(tǒng)的原理框圖.

2 血氧綜合儀

下面主要介紹血氧綜合儀各個(gè)部分的硬件設(shè)計(jì)，主要從模擬信號電路、ARM數(shù)字信號處理這兩個(gè)部分來分析它的設(shè)計(jì).

圖1 血氧綜合儀系統(tǒng)原理圖

2.1 模擬信號電路部分

2.1.1 反相比例放大電路和差分放大電路

從血氧傳感器得到的模擬電信號相對微弱，而以運(yùn)放搭起的放大電路可以放大電信號的電壓值，方便信號的讀取.加入的4051芯片可讓處理器以數(shù)字邏輯信號控制運(yùn)放的反饋電阻，以調(diào)節(jié)放大器的放大倍數(shù).放大倍數(shù)達(dá)100倍以上，此處的電壓幅值為1V左右.而在此基礎(chǔ)上改進(jìn)的二級放大電路為差分放大電路，它的輸入兩路是相同反相的波形，實(shí)現(xiàn)了對差模輸入信號的放大和對共模輸入信號的抑制，以提高測量信號的信噪比.圖2為反相比例放大電路的原理圖和差分放大電路的原理圖.

圖2 反相比例放大電路和差分放大電路原理圖

此處根據(jù)設(shè)計(jì)將采集到的原初始信號和經(jīng)過兩個(gè)放大電路后的信號，分別用示波器檢測相應(yīng)的信號波形.從圖3中容易比較得出初始信號為mV級別的信號，并帶有很大的毛刺和干擾，分別經(jīng)過放大電路和差分放大后，信號明顯變得順滑，信號為V級別了，而信號的頻率則沒有發(fā)生相應(yīng)的變化.

圖3 從初始到放大后信號的變化圖

2.1.2 電壓跟隨電路和工頻陷波電路

前端放大的信號失真，經(jīng)過放大后，失真更為嚴(yán)重，因此需放大后接上一個(gè)電壓跟隨電路.電壓跟隨器的輸入電壓與輸出電壓大小和相位一樣.電壓跟隨器的輸入阻抗很大，輸出阻抗很小，可以看成是一個(gè)阻抗轉(zhuǎn)換的電路(低頻)，這樣可以提高原來電路帶負(fù)載的能力.所以輸出的電信號仍與前面差分放大的信號大同小異，對一些較大的毛刺進(jìn)行了處理，電壓幅值沒有明顯的變化.為了防備交流電造成的50 Hz工頻干擾，電路后端引入了陷波器，以此來濾除工頻干擾，能準(zhǔn)確地對工頻信號進(jìn)行濾除.圖4為電壓跟隨器電路的原理圖和工頻陷波電路原理圖.

圖4 電壓跟隨電路和工頻陷波電路原理圖

經(jīng)過上述的兩次放大后，信號顯得更加平滑，易于采用，可被處理器AD讀取，其波形和理論上的波形相比均可找到幾個(gè)對應(yīng)的波點(diǎn).圖5為理論信號和最終實(shí)際信號的對比.

圖5 實(shí)際信號和理論信號對比圖

2.1.3 基于低通濾波電路的交直流分離電路

測量前端血氧數(shù)據(jù)的關(guān)鍵在于如何從初始信號中分離取得紅光和紅外光對應(yīng)的信號，本處通過開關(guān)芯片和濾波電路可實(shí)現(xiàn)交直流信號的分離.紅光和紅外光發(fā)生器的時(shí)序控制是通過ARM內(nèi)部控制的，在二級放大時(shí)為了去除共模信號的干擾，將紅光和紅外光信號合并.在后期的電路中，運(yùn)用4053芯片，用信號發(fā)生時(shí)序去控制相應(yīng)的通道，這樣在同樣的紅光時(shí)序通過時(shí)就是原來紅光的信號，不同的是此時(shí)的信號已經(jīng)濾掉了共模干擾，而紅外光信號的處理是同樣道理.此次分離得到的信號便是相應(yīng)的光電信號，可用處理器直接讀取，再經(jīng)過后臺數(shù)字信號處理便是相應(yīng)的血氧模擬電信號的參數(shù)，原來的信號經(jīng)過二階低通濾波電路后得到的低頻信號就是相應(yīng)的脈搏波信號，保證了信號的有效成分不被改變，并且濾掉高頻成分，得到較高的信噪比.這里的電路將血氧信號先分后合再分，利用嚴(yán)格的處理器數(shù)字時(shí)序去控制，提高了采樣信號的準(zhǔn)確性.圖6為交直流分離電路的框圖.

圖6 交直流分離電路的框圖

2.2 ARM主控部分

該主控的ARM在模擬信號處理的電路中，對該部分用到的多選一路開關(guān)芯片進(jìn)行了邏輯控制，實(shí)現(xiàn)了電路放大倍數(shù)的選擇，電路線路的走法，對模擬信號量的讀取，并產(chǎn)生反饋信號去控制血氧傳感器中LED燈的亮度調(diào)節(jié)，最后把采集到的數(shù)據(jù)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換，再以BCI協(xié)議的信號將數(shù)據(jù)打包出去，以串口的形式發(fā)出，圖7為主控ARM的電路原理圖.

圖7 主控ARM電路圖

2.3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)部分

軟件設(shè)計(jì)部分主要包括片上的程序設(shè)計(jì)和PC的程序設(shè)計(jì)，本部分主要論述片上的程序設(shè)計(jì)，包括控制驅(qū)動電路的D/A和放大增益，對信號進(jìn)行A/D采集，同時(shí)對數(shù)據(jù)進(jìn)行閾值算法處理，最后打包成BCI協(xié)議，將數(shù)據(jù)用以太網(wǎng)發(fā)送出去.圖8為主體系統(tǒng)的程序設(shè)計(jì)流程圖.

圖8 程序流程圖

人體中的脈搏波是一種以低頻信號成分為主的生理信號，被監(jiān)護(hù)人的生理狀態(tài)和個(gè)體差異及監(jiān)護(hù)人所采取的傳感檢測手段等都會影響到實(shí)際的測量結(jié)果，往往測量出來的脈搏信號差異很大，并且常常伴隨較大的信號電平基線漂移和外界噪聲干擾[16-18].目前檢測脈搏波的方法主要有時(shí)頻分析和非線性分析，而非線性分析技術(shù)尚不成熟，本文采用的是時(shí)頻分析中的微分閾值法.它共分為7個(gè)階段，包括低通濾波、高通濾波、微分、平方、加窗平均、閾值設(shè)計(jì)及其判斷.現(xiàn)在給出算法在閾值上的歸納：假設(shè)x(i)為主控電路采集到的原始波形數(shù)據(jù)，Y(i)是原始波形經(jīng)過算法計(jì)算后得到的輸出波形.在編程中的算法中設(shè)置，當(dāng)x(i)

2.4 血氧通信的BCI協(xié)議及上位機(jī)顯示

血氧板和主機(jī)通信的協(xié)議是BCI協(xié)議.血氧板的通訊協(xié)議與BCI通訊協(xié)議兼容，數(shù)據(jù)以 4800baud 8位數(shù)、數(shù)據(jù)、奇校驗(yàn)、1個(gè)停止位傳送 4800 8-Odd-1.從血氧板到主機(jī)發(fā)送的數(shù)據(jù)包為5字節(jié)格式，每秒鐘發(fā)送60個(gè)包.

血氧儀在正常工作時(shí)是以BCI協(xié)議向主機(jī)發(fā)送數(shù)據(jù)，本文采取的是與PC機(jī)以串口形式的通信，數(shù)據(jù)中包含了血氧量、脈率、體積描記圖、棒圖、信號強(qiáng)度等生理量.下面分為不放手指和放手指時(shí)，血氧儀的工作狀態(tài)，本文以上位機(jī)軟件的顯示為參考.

沒放手指時(shí)，血氧上位機(jī)的檢測結(jié)果如圖9所示.從圖9中可以得知上位機(jī)掃描得到的波形為空，什么信息也沒有，只有一個(gè)采樣點(diǎn)在水平線上來回滑動.而右下角的狀態(tài)也顯示出沒有放手指進(jìn)去的OFF標(biāo)志.從其他控件中可以看出上位機(jī)可以選定通信方式，設(shè)置串行端口，采集信號的開始與關(guān)閉，還有血氧量和脈率的顯示值，圖9為沒有放手指時(shí)上位機(jī)的狀態(tài)圖.

圖9 沒有放手指時(shí)上位機(jī)狀態(tài)圖

放上手指后的檢測結(jié)果如圖10所示.從圖10中可以看出上位機(jī)上有了表征血氧信號的波形，而右下角也顯示讀取血氧信號正常.分別顯示血氧量為76百分量和每分鐘60次的脈搏量，均在正常的人體生理參數(shù)活動范圍內(nèi)，表征讀取數(shù)據(jù)是正常的，圖10為放了手指以后上位機(jī)的狀態(tài)圖.

圖10 放手指時(shí)上位機(jī)狀態(tài)圖

3 結(jié)論

本文根據(jù)血氧儀的系統(tǒng)要求，對輸入的微弱模擬信號進(jìn)行放大，去除共模信號的干擾，提高系統(tǒng)輸出功率，以及加大系統(tǒng)的負(fù)載能力，減少電路中的工頻干擾，對血氧信號的控制設(shè)計(jì)了系統(tǒng)方案.(1) 前端放大器采用了差分放大電路，以提高信號的信噪比，減少信號的干擾.(2) 放大器中部采用了電壓跟隨電路，以提高電路的負(fù)載能力.(3) 放大電路的末端分別采用了交直流分離電路和工頻抗干擾電路，消除了信息中的高頻信號和工頻信號，提高系統(tǒng)的工作能力.通過這3個(gè)部分的設(shè)計(jì)，提高了系統(tǒng)的可靠性和安全性，對整個(gè)血氧儀系統(tǒng)整體方案的設(shè)計(jì)提供了良好的工作保證.

[1] Thomas T, Haase N, Rosamond W, et al. Heart disease and stroke statistics—2006 update, proceeding of american heart association statistics committee and stroke statistics subcommittee[J].Circulation,2006,113(6): 85-151.

[2] Swaroop S S, Henry H. Development of a remote handheld cardiac arrhythmia monitor[C]. Proceeding of IEEE Engineering in Medicine and Biology Society Annual International Conference.USA,New York: IEEE,2006:3608-3611.

[3] Partington S,Myers, Cho S, Froelicher V, et al. Prevalence and prognostic value of exercise induced ventricular arrhythmias[J]. American Heart Journal,2003,145(1):139-146.

[4] Lamberti F,Demartini. Low-cost home monitoring using java based embedded computer[J]. IEEE Annual Conference on Information Technology Applications in Biomedicine,2003,15(5):342-345.

[5] Hernandez A I, Mora, Villegas G, et al. Real-time ECG transmission via internet for non-clinical applications[J]. IEEE Transactions on Information Technology in Biomedicine,2001,5(3):253-257.

[6] 何菊人，陳子彬.生理學(xué)[M].上海:上海醫(yī)科大學(xué)出版社,2001.

[7] 鄧親愷.現(xiàn)代醫(yī)學(xué)儀器設(shè)計(jì)原理[M].北京:北京科學(xué)出版社,2004.

[8] 張旭，趙富強(qiáng).脈搏血氧飽和度儀校準(zhǔn)儀的研制[J].中國醫(yī)療器械信息,2000,3(1):34-36.

Zhang X, Zhao F Q. The development of pulse SaO2calibrator[J].China Medical Device Information, 2000, 3(1):34-36.

[9] 陳春曉，劉建業(yè).智能化無創(chuàng)血氧飽和度檢測系統(tǒng)的研究[J].南京航空航天大學(xué)學(xué)報(bào),2002,34(4):372-376.

Chen C X, Liu J Y. Intelligent system for noninvasive measurement of blood oxygen saturation[J]. Nanjing University of Aeronautics & Astronautics,2002,34(4):372-376.

[10] 周荷琴，馮煥清，杜克強(qiáng).基于OEM模塊的掌上型脈搏血氧儀的研制[J].中國醫(yī)療器械雜志,1997,21(2):67-70.

Zhou H Q，F(xiàn)eng H Q，Du K Q.The design of an OEM module- based hand- hold pulse oximeter[J].China Medical Device Information,1997,21(2):67-70.

[11] 徐玲，苑曉紅，丁迎曉.影響脈搏血氧飽和度結(jié)果的原因分析及護(hù)理干預(yù)[J].齊魯護(hù)理雜志,2006,12(2):217-218.

[12] 郭巧，曹海潞.一種改進(jìn)的廣義預(yù)測控制方法及其應(yīng)用[J].控制理論與應(yīng)用,2001,18(2):310-313.

Guo Q, Cao H L. An improved GPC scheme and its application[J]. Control Theory and Applications, 2001,18(2):310-313.

[13] 席裕庚.預(yù)測控制[M].北京:國防工業(yè)出版社,1993.

[14] 胡品慧，袁璞.狀態(tài)反饋預(yù)測控制系統(tǒng)的魯棒穩(wěn)定性[J].控制與決策,2001,16(1):126-128.

Hu P H, Yuan P. Robustness of state feedback predictive control systems[J].Control and Declson,2001,16(1):126-128.

[15] 李江.神經(jīng)-模糊預(yù)測控制算法及應(yīng)用[J].浙江大學(xué)學(xué)報(bào)：工學(xué)版,2002,36(2):123-125.

Li J. Neural-fuzzy predictive control algorithm and its application[J].Journal of Zhejiang University：Engineering Science Edition,2002, 36(2):123-125.

[16] 張臣舜.血氧飽和度監(jiān)護(hù)儀的原理使用與維護(hù)[J].醫(yī)療裝備,1994,1(5):26-27.

[17] 吳桂榮.脈搏波形及血氧飽和度在監(jiān)測四肢創(chuàng)傷血運(yùn)變化的觀察和護(hù)理[J].護(hù)士進(jìn)修雜志,2005,20(10):43-45.

[18] 姜宗義，龔衛(wèi)寧.脈搏血氧飽合度測量[J].醫(yī)療衛(wèi)生裝備,1995,1(3):1-4.

Design of Real-time Oxygen Detection System in AC and DC Circuits

Liang Jun， Du Yu-xiao

(School of Automation, Guangdong University of Technology, Guangzhou 510006, China)

For the requirements for accuracy, anti-interference and power saving of oxygen system parameters by oximeter, this paper proposes a signal amplification design by using a differential op amp amplifier circuit to enhance the signal to noise ratio and increase signal common mode rejection ratio. And because of the measurement of ambient light interference, a set of AC-DC flow separation circuit is also designed which can effectively separate hardware red and infrared light, eliminate the interference of ambient light and improve the working capacity of the system. Meanwhile using differential threshold amount to process oxygen parameters can improve the signal system greatly. Hence the circuit simulation and test results demonstrate the feasibility and reliability of the whole design.

signal acquisition; differential threshold; oxygen content; AC-DC separation circuit

2014- 03- 14

廣東工業(yè)大學(xué)“數(shù)字校園”學(xué)生科技資助項(xiàng)目(DC1102)

梁 雋(1987-)，男，碩士研究生，主要研究方向?yàn)樯镝t(yī)學(xué)工程、自動化裝備與集成技術(shù).

10.3969/j.issn.1007- 7162.2015.03.016

TP212.9

A

1007-7162(2015)03- 0085- 06