led线形投光灯
摘要：因透射式血氧仪检测范围受限，根据反射式测量原理设计光电容积脉搏波探头检测模块，并采用MSP430超低功耗单片机结合血氧模拟前端
AFE4490实现对光电容积脉搏波的采集。由MSP430控制AFE4490实现双波长发光管交替发光、数据采集以及放大滤波，并采用数字信号处理技术进行去噪工作。实验表明，所设计的反射式血氧检测系统能有效地检测指尖脉搏，处理得到的脉率和血氧参数误差在3%以内。
关键词：脉搏波；模拟前端；信号处理；反射式血氧
高压水冲污水处理方法0 引言
作为衡量组织血液携氧性能至关重要的指标，无创伤血氧饱和度测量为医疗诊断提供了必要的依据[1]。近年来，血氧检测仪的研制技术发展迅速，透射式无创伤检测技术已经得到广泛的应用。
透射式血氧仪研制技术较成熟，在透射式血氧检测设备的设计中，被检测部位被放置于两个发光管与接收管之间[2]。然而因透射式血氧传感器使用范围受限，无法应用透射式血氧仪在体表部位（如额头、胸腔等）进行检测[3]，且长时检测致使被测者感到不适，对仪器测量的准确性造成影响。
与透射式血氧饱和度检测技术不同，反射式血氧饱和度检测系统中，两个发光管和一个接受管都位于被检测部位的同一侧，光电二极管接收来自体表的反射光。本文设计的血氧饱和度采集检测装置采用反射式脉搏血氧传感器DCM03，其集成双波长发射器和光电探测器在同一个芯片上，解决了透射式传感器测量时受到检测部位影响无法对体表部位进行操作的问题；另外，采用TI集成模拟前端AFE4490进行信号采集及预处理电路设计，AFE4490集成双波长LED脉冲控制电路、滤波放大电路以及AD/DA转换模块等血氧前端采集电路必要功能模块，取代了传统分立元件搭建系统的复杂的外围模拟电路设计，不但完成脉搏血氧信号的采集、预处理和显示，也使得整个系统的体积减小，降低功耗。对反射式血氧仪的研制，甚至是基于集成芯片的便携式人体生理参数检测设备研制提供了一定的基础。
1 测量原理
Lamber-Beer定律可这样阐述：光透过透明介质被吸收的程度仅和光程有关。光照射到手指后，被指尖各组织吸收后，接收到的反射光较原始入射光而言，幅值发生了衰减。基于光学法的血氧仪研制的理论基础就是Lamber-Beer定律。
Lamber-Beer定律数学表达式如式(1)所示：
式中，A表示介质的吸光度；K表示摩尔消光系数，不同的物质，摩尔消光系数的大小不同；C表示吸收物质的摩尔浓度。
血液中的脱氧血红蛋白HB与氧合血红蛋白HBO2对不同波长的光的吸收特性不同，参考图1中HB和HBO2的吸收光谱曲线[4]。其中，虚线和实线分别为HB和HBO2吸收系数曲线。在波长600～800 nm之间，HB的吸收系数比HBO2的吸收系数大，在800 nm以上的波段则相反。
入射光照射到指尖后被一定程度地吸收，反射光较入射光能量发生衰减，衰减量可反映出指尖组织结构特征，诸如骨骼、静脉血、表皮等成分吸收光比不变[5]，而HB和HBO2对光的吸收比随脉搏波周期性变化。外周血容量在心脏舒张时最少，此时血液对光的吸收最少，进而检测到的光能量最大。相反，心脏收缩时检测到的光能量最小。故血液对入射光吸收量的变化和血容量的变化密切相关，即血液容积原理。
通过检测不同波长入射光经手指吸收后的反射光强度，判断各波长的光衰减量，就可估计出指尖血液不同组织成分的大小。
2 系统设计
2.1 硬件设计
指尖脉搏信号采集系统的硬件设计综合体积小、负荷低、功耗低、便携等特点进行考虑，主要包括以下模块：电源接入电路、光电血氧传感器接入电路、集成模拟前端AFE4490信号采集电路及MCU主控
电路。指尖脉搏信号采集系统由反射式传感器DCM03双波长光发射器按照一定时序交替发出光线，照射到手指后在组织表面发生漫反射，DCM03的光接收器采集指尖血液的光感应信号，将光信号转变为电流信号，再由集成模拟前端AFE4490进行I-V转换、初步放大滤波处理及A/D转换等操作得到脉搏波数字信号，并输出至MCU模块进行如数字信号处理、提取信号交流分量等后续处理。系统的整体硬件设计框图如图2所示。
其中，TI公司推出的完全集成模拟前端AFE4490，定位于血糖、心率以及血氧的临床以及个人居家护理的应用。光电法测血氧方案的基本组成部分一般包括微处理器、检测探头、探头驱动模块、双波长LED时序控制模块、信号处理模块等，若由分立元件搭建，不仅使整个系统体积庞大、降低设备便携性能、稳定性差、电路调试麻烦，且使整个系统的耗能较大。而AFE4490集成探头驱动模块、时序控制模块、AD转换模块、放大滤波模块和I-V转换模块及可控制LED 开路和短路检测的故障诊断电路等，将传统血氧饱和度检测必须的模块全部集成在很小的单片上，摒弃传统的外围电路设计，避免使用分立元件带来的系统体积庞大、电路调试困难、耗能大、便携性差的缺点。
AFE4490最主要模块包括LED传输通道和PD接收通道。其中，LED传输通道驱动发光二极管在合适的驱动电流下以确定的频率交替发光；PD接收通道
主要进行I-V转换、光电信号矫正、滤除电路高频噪声以及AD转换工作[6]。AFE4490和430单片机由SPI实现数据通信。
2.2 软件设计
系统上电时完成各个模块的初始化工作，包括AFE4490、USB和SPI、MCU、时钟初始化等。系统初始化完成后，开始脉搏信号采集工作：由单片机
MSP430F6659通过SPI控制AFE4490的TX通道和PD通道相关时序，在一个脉搏周期内交替采集并保存红光通道和红外光通道的反射信号以及它们各自环境光。采集到的脉搏信号在AFE4490中经I-V转换、滤波放大以及AD转换等预处理工作后，通过SPI接口输送至MCU进行处理，包括数字滤波处理、求解信号周期、脉率和血氧的估算。最后通过OLED进行波形和参数显示。脉搏周期确定检测框图和系统软件流程图如图3、图4所示。
3 抗干扰设计
信号采集过程中，受到仪器本身或外界环境的干扰，不可避免地会在容积脉搏波中引入噪声，使得光电容积脉搏波特征的提取变得困难，造成测量不准确，影响仪器精度。这些噪声主要包括：由电路的不稳定性、呼吸波动及肌肉抖动等原因引起的频率范围0.15~0.3 Hz的基线漂移；传感器和皮肤接触时电阻的不稳定性或接触不良所造成的基线瞬时抖动或阶跃性的信号下降[7]带来的传感器接
触噪声；白噪声；工频干扰及环境光和暗电流[8]。故对容积脉搏波进行分析处理之前，必须对原始信
号进行去噪工作。正确地提取和检出光电容积脉搏波，尽可能消除运动伪差、工频噪声等干扰，从而得到干净完整的血氧信号，这关系到后续处理效果。
本文设计的滑动平均滤波器结合高通滤波器对原始脉搏血氧信号进行去噪。其中滑动平均滤波法的原理就相当于存在一个长度固定为L的滑动窗口沿离散时间序列从前往后滑动。窗口每滑动一个采样间隔，将会有一个新数据进入到窗口最前面，由于窗口长度L是固定的，所以窗口最后面的数据将会被舍弃。由此一来，窗口始终保持着“最新”的L个数据，其数学表达式为：
滑动平均滤波算法较灵活，对应不同的平均点数N，波形效果不同。N越小，滤波器通带越宽，就会有更多的低频噪声被保留下来，信噪比会较低。而N过大时，波形原有特性会丢失，脉搏波的特征会变得不明显，表明测量数据偏离真实值的程度变大，均方根误差较大。综合考虑到信噪比、均方根误差以及实际系统的处理效率，由图5原始信号和不同N值滤波后的波形对比和表1所测得的评估参数知，对本系统而言，N取64时，在保持较高的信噪比的同时，信号的均方根值相对较小，波形较为合理。
脉搏波的基线漂移是频率0.15～0.3 Hz的低频正弦信号，本文设计的通带为0.5 Hz的高通滤波器，不仅可以有效滤除信号的直流分量，且对部分低频噪声也有一定的抑制作用。经通带为0.5 Hz的高通滤波器滤波后得到的信号如图6所示。由图6知，信号的直流分量基本被滤除，保留了脉搏波的交流成分，波形更平滑，此时信噪比为35.091 2。
eva母4 实验结果
fto导电玻璃倒挂器在室温下，通过对不同的测试者分别使用本系统和标准血氧仪进行测试，由标准血氧仪测得数据作为真值，得到部分测量数据如表2所示。由表2知，本系统采集到的受试者的脉率、血氧和标准设备采集到的脉率、血氧基本保持一致。临床上，要求误差范围在±3%以内，本系统测得脉率和血氧相对误差均保持在3%以内，基本满足要求。
5 结论
本文结合AFE4490和DCM03设计的反射式血氧饱和度检测系统，实现了设备的小型化、易于携带，系统功耗较低，电路相对简单。采用数字信号处理的方法进行准确有效地去噪，提高系统的有效性和可靠性，为便携式生理参数监测设备(如心电、无创血压等设备)的研究提供了一定的参考价值。
参考文献
[1] 张省三.具有ZigBee通讯功能的血氧监护仪的研制[D].长春：吉林大学，2009.
[2] 李章勇，刘亚东，姜瑜.反射式血氧饱和度测试仪的设计[J].科技信息，
2013(4)：75-76.
[3] 许晓峰，历哲，凌振宝.反射式血氧饱和度测量系统设计[J].吉林大学学报，2013(3)：260-265.
[4] 丁海曙，王广志.用近红外光谱方法定量评估骨骼肌有氧代谢功能[J].现代康复，2000(5)：653-655.
[5] 徐伟.反射式脉搏血氧饱和度信号检测与分析系统[D].兰州：兰州理工大学，2012.
[6] 周堂兴.基于FPGA的脉搏与血氧饱和度监测系统研究[D].上海：东华大学，2015.
[7] 王珂.光电容积波用于血氧测量中的信号处理方法研究[D].长春：吉林大学，2007.
[8] 张彬.基于脉搏波的血氧饱和度检测算法的研究[D].北京：北京交通大学，2009.
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