山西大学学报(自然科学版)33(1):92～96,2010Journal of Shanxi University(Nat.Sci.Ed.) 文章编号:025322395(2010)0120092205基于LabV IEW的无创脉搏血氧检测系统设计姚 峰,乔晓艳,董有尔(山西大学物理电子工程学院,山西太原030006)摘 要:设计了一种无创光电容积脉搏波检测系统,它借助LabV IEW图形化虚拟仪器开发平台,利用LabV IEW 产生时序信号,调制夹指传感器拾取的光电容积脉搏波.通过前置放大滤波及信号调理电路,然后采集脉搏波.经过基于LabV IEW的数字锁相技术,最终解调获得光电容积脉搏波信号.实验结果表明,该系统可以实现无创脉搏波实时检测、脉搏波形回放、储存和分析等功能.关键词:LabV IEW;数字锁相技术;血氧饱和度;光电容积脉搏波中图分类号:R319 文献标识码:A血氧饱和度是临床医学上重要的生理参数,它是衡量人肺的氧合能力及人体血液携氧能力的重要指标[1,2].目前,基于朗伯2比尔定律的近红外双波长法可实现血氧饱和度无创、连续、实时监测,具有很好的临床应用价值,成为研究的热点[3].但是该方法存在抗干扰能力弱、信噪比不高、受个体差异影响大等缺点,制约了血氧饱和度检测精度的提高.血氧饱和度是从光电容积脉搏波中提取光谱信息计算得到的,因此,光电容积脉搏波是脉搏血氧饱和度检测的关键.光电容积脉搏波是某个测量部位血液容积的光电描记,由于它容易受多种因素影响,为了提高其抗干扰能力,获得较好的光电容积脉搏波波形,本文利用虚拟仪器开发平台,设计了一种基于LabV IEW的数字锁相放大器.它采用数字乘法器和数字滤波器取代模拟器件,并在动态范围、线性失真、噪声抑制方面的性能远优越于模拟器件,尤其是零点漂移这一重要特性[4].数字锁相放大器借助虚拟仪器LabV IEW的优势,极大地提高了光电容积脉搏波检测的抗干扰能力和测量精度.此外,虚拟仪器是以软件为核心的结构体系,具有极强的灵活性.由于大多数生理信号频率较低,对采集系统没有特殊的要求,完全可以借助虚拟仪器实现一台计算机对脉搏波、呼吸波、心电图、血压、血氧等生理参数的采集、存储、处理和分析等功能.因此,设计基于虚拟仪器的脉搏血氧检测系统具有广泛的应用价值. 1 测量原理血氧饱和度(SaO2)是指人体血液中血红蛋白实际结合氧气的量与其最大结合氧气的量的百分比.血氧饱和度的定义为[2]SaO2=C HbO2C HbO2+C Hb(1)其中,C HbO2、C Hb分别为氧合血红蛋白和还原血红蛋白浓度.当入射光透过某种溶液时,其光吸收特性遵循Lambert2beer定律[5],可描述为II0=10-εcl(2)其对数化表示为A=lgII0=-εc;L(3)3收稿日期:2009206221;修回日期:2009209218 基金项目:山西省自然科学基金(2007011041);山西省高校科技开发项目(20081001) 作者简介:姚 峰(19862),男,江苏镇江人,硕士生,研究方向:生物医学信息检测与处理.通信联系人:E2mail:xyqiao@ 其中I 0、I 分别为入射光强度和透射光强度,c 、ε、A 分别为物质的浓度、吸光系数和吸光度,L 为光路长度.当两个不同波长的光λ1与λ2透过血液时,根据(1)式和(3)式,可得到血液对波长为λ1与λ2的吸光度方程,联立可推算出血氧饱和度计算式为[5]Sa 2O =ε2Q -η2(ε2-ε1)Q -(η1-η2)(4)其中ε1和ε2为Hb 和HbO 2在波长λ1处的吸光系数,η1和η2为Hb 和HbO 2在波长λ2处的吸光系数,通常为一常数.Q =A λ1A λ2,其中A λ1和A λ2分别为血液对λ1和λ2波长光的吸光度.由(4)式可知,脉搏血氧饱和度是按照人体组织对不同波长的红光和红外光的吸光度之比(A λ1/A λ2)推算出的,比值A λ1/A λ2与脉搏血氧饱和度的函数关系应为线性关系,但由于生物组织是一种强散射、弱吸收、各向异性的复杂光学系统,不完全符合经典的Lambert 2beer 定律,因而导致了表达红光和红外光吸光度相对变化的测量值与脉搏血氧饱和度之间关系的数学模型建立困难,只能通过定标曲线的方法来确定A λ1/A λ2与SaO 2的对应关系[6].由于光电容积脉搏波幅值可反映透射光的强度,而透射光强度与吸光度的比值A λ1/A λ2成一定函数关系.因此,可根据测得的脉搏波幅值对脉搏血氧饱和度SaO 2进行定标,最终获得可靠的脉搏血氧饱和度值.2 系统设计2.1 硬件系统设计脉搏血氧检测系统总体上由硬件和软件两大部分组成,其系统框图如图1所示.硬件部分由夹指传感器、恒流源电路、信号放大调理电路、N I6251数据采集卡组成.软件部分是以计算机为基础的虚拟仪器开发软件平台.图1 脉搏血氧检测系统框图Fig.1 System diagram of the detection of pulse oxygen2.1.1 夹指传感器根据检测原理,综合考虑设计了由OL66940TM F 发光芯片、OP30TM F 光电接收管及硅胶构成的夹指传感器.OL66940TM F 发光芯片是660nm 的红光L ED 和940nm 的红外光L ED 集成的.红光L ED (Red )和红外光L ED (IRed )是共阳极的,起到简化电路设计的作用,两个L ED 正向工作电流为20mA.O P30TM F 在零偏状态下具有良好的线性和较低的暗电流,有利于对微弱的光信号进行检测,它的光谱响应范围较宽,尤其在600nm 到1000nm 之间.硅胶的隔光透射能力比较好,把OL66940TM F 发光芯片和O P30TM F 光电接受管置于其中,能较好的降低来自外界光的干扰.2.1.2 光调制时序信号及恒流源驱动电路由于人体脉搏血氧信号是变化缓慢且强度较弱的信号,容易受到背景光和暗电流的干扰,如果不经过变换调制处理而直接进行放大,则有用的脉搏血氧信号会被淹没在噪声之中,以至于检测不到.这种情况下,利用一定频率的光信号调制脉搏血氧信号,能够有效地解决此问题.光源的两路时序信号通过LabV IEW 控制N I6251采集卡产生,分别为方波信号A 和B.它们用来驱动传感器上波长为660nm 和940nm 的发光二极管按红光,不发光,红外光,不发光的顺序轮流交替转换,调制脉搏血氧信号.方波A 的频率为2k Hz ,控制L ED 亮和灭,方波B 的频率为1k Hz ,它是芯片CD4053的A 通道模拟开关的控制信号,控制两个L ED 轮流导通.39 姚 峰等:基于LabV IEW 的无创脉搏血氧检测系统设计为保证发光二极管发出的光亮度恒定,在光源驱动电路中采用了恒流源的设计方案,如图2所示.它由运算放大器OP07,三极管和CD4053等组成,流过发光二极管的电流可由公式I =V N I R计算得到.由于发光管的正向电流和电压分别为I =20mA ,V N I =5V ,因此电阻R =250Ω.图2 恒流源驱动电路Fig.2 Constant current source drivingcircuit 图3 电流电压转换及前置放大电路Fig.3 Current 2voltage and preamplifier circuit2.1.3 电流电压转换及前置放大电路如图3所示,该电路由光电转换电路,同相反相电路及仪器放大器AD620构成.红光和红外光信号透过手指,经光电二极管转换后的电流信号极其微弱(μA 级),通过由电阻R 1=1M Ω,电容C 1=40PF 及运算放大器O P07构成的电流2电压转换电路后,电流信号转变为电压信号且被放大了.由于电流2电压转换电路处于系统的前端,直接影响到整个系统的信噪比.为此,选择高精度运算放大器OP07,它具有极低的输入失调电压和失调电压温漂,较低的输入噪声电压幅度,较高的共模抑制比等优点.此外,R 1及其并联电容C 1构成截止频率为f c =12πR 1C 1的低通滤波电路,以减小噪声带宽、提高信噪比.为了进一步抑制噪声,提高共模抑制比,通过同相和反相电路将信号送到仪器放大器AD620的同相和反相输入端,同时信号再进行约10倍放大.由于仪器放大器AD620具有高精度、低噪声、高共模抑制比、低输入偏置电流和低功耗等特性,可以提高系统的输入阻抗,有效抑制温漂并抵消随机噪声,减少共模干扰,提高信噪比.信号经过仪器放大器AD620后,就能输出比较稳定和幅度满足采集系统要求的信号.2.2 锁相放大技术根据2.1.1所述,脉搏血氧信号被调制在频率为1k Hz 的方波信号上,为了解调脉搏血氧信号,采用了数字锁相技术,从而减少检测时的噪声,提高信噪比.锁相放大是以相干检测技术为基础,利用参考信号频率与输入信号频率相关,而与噪声信号不相关,从而从较强的背景噪声中提取出有用的信号.锁相放大器主要由相关器构成,而相关器是由乘法器和积分器组成的.设输入信号为V s (t )+n (t ),其中V s (t )为待测有用信号,n (t )为噪声信号,参考信号为V r (t ),则积分器输出信号V 0(t )为V 0(t )=lim T →∞12T ∫T -T [(V s (t )+n (t ))・V r (t )]d t =lim T →∞12T [∫T -T V s (t )V r (t )d t +∫T-T V s (t )n (t )d t ]=R sr (τ)+R rn (τ)(5) 上式中R sr (τ)、R rn (τ)分别为待测信号与参考信号以及参考信号与噪声之间的相关函数.由于噪声是随机量,可认为参考信号与噪声信号相互独立,它们的相关函数R rn (τ)为零.实际上R rn (τ)不可能完全为零,但是噪声的影响已经大大降低了.而对于R sr (τ)R sr (τ)=lim T →∞12T ∫T -T V s (t )・V r (t )d t =lim T →∞12T 12V s V r [(ωs +ωr )t +(<s +<r )]+12V s V r cos [(ωs -ωr )t +(<s -<r )]d t (6)49山西大学学报(自然科学版) 33(1) 2010 由式(5)和(6)可知,当ωs =ωr 时,积分器输出的信号可表示为V 0=12V s ・V r ・cos <(7) 其中<为待测信号与参考信号之间的相位差,若调整参考信号相位使<为零,则此时输出信号V 0最大,且与待测信号的幅度成正比.锁相放大器的信噪声比改善(S N I R )可表示为:S N I R =Δf niΔf no (8)其中,Δf ni 为输入信号的噪声带宽,Δf ni 为锁相放大器输出的噪声带宽.2.3 软件程序设计整个LabV IEW 程序由时序控制模块,信号采集模块,数字锁相放大模块三部分组成,核心部分为数字锁相模块,模块中的各个操作以事件方式驱动,有效地利用了计算机资源,提高了处理能力.时序控制模块通过N I6251采集卡产生两路时序信号,分别为2k Hz 发光时序及1k Hz 控制CD4053模拟开关信号;信号采集模块通过调用DAQmx 子V I 来实现数据采集、数据传输等功能.数字锁相模块通过调用参考信号、乘法器、低通滤波器等子V I 实现了对脉搏波信号的锁相放大.软件平台是借助虚拟仪器软件LabV IEW 在计算机上搭建的虚拟测试系统.LabV IEW 是美国国家仪器公司推出的一种基于图形开发、调试和运行程序的集成环境.它采用层次化结构,方便用户创建更复杂的程序,此外,它内部还提供了各类强大的功能模块和函数模块,以实现对信号和数据的复杂处理.时序控制模块由时序控制通道、时钟源、频率控制及时序占空比控制等控件组成.为了提高系统的可扩展性,运用N I6251中端口较多的数字输出端口输出时序信号,并由布尔控件、创建数字波形控件构成时序占空比控制程序,可以方便地调节输出时序信号的占空比,以获得不同频率信号.由于产生时序信号的占空比是由四个布尔量控制的,时序A 由1010四个布尔量构成,时序B 由1100四个布尔量构成,而时序A 是2k Hz ,时序B 是1k Hz ,因此产生布尔量的频率应为4k Hz.信号采集模块由信号采集通道、采样率、采样数及输入最大最小值控件组成.由于采集的信号主频为1k Hz 左右,为了获得较好的信号,根据奈奎斯特采样定理,将采样率设置为20ksp s ,每通道采样数设为30000,可获得连续1.5s 的调制信号数据.该模块可以灵活设置通道的采样率、采样数等参数,以获得理想的信号.如图4所示,数字锁相放大由参考信号发生器,乘法器和低通滤波器组成.参考信号发生器由频率、幅度、偏移量、占空比和相位等调节控件组成,根据采集到的信号,将频率和占空比分别设定为1k Hz 和25%,还可以实时调节参考信号相位,使得(7)式中采集的信号与参考信号的相位差<,获得的V 0最大值.乘法器除了可以用来实现参考信号与采集信号相乘,还可用来对采集的信号进行放大,以方便观察和处理信号,提高信噪比.低通滤波器模块可以切换不同类型的滤波器比较滤波效果,还可方便的调节截止频率及滤波器阶数等.光电脉搏波信号基波频率大约为1～4Hz 的低频信号,因此将截止频率和滤波器阶数分别设定在40Hz 和1阶,最终获得了理想的脉搏波信号,如图5所示.图4 数字锁相放大程序Fig.4 Digital phase 2locked amplifier program59 姚 峰等:基于LabV IEW 的无创脉搏血氧检测系统设计根据实验测量结果,输入信号噪声带宽Δf ni ,输出噪声带宽Δf no =14R C ≈60Hz ,则由式(8),信噪比改善约为3dB.由此可知,信噪声比得到了很大提高.图5 光电容积脉搏波信号Fig.5 Photoplethysmograhy signal 与以往的脉搏血氧饱和度检测系统中模拟锁相放大器相比,基于LabV IEW 的数字锁相放大器操作更为灵活,并且极大地降低了噪声的干扰,在很大程度上提高了信噪比,获得了较好的光电脉搏波波形,为提高血氧饱和度的测量精度打下了坚实的基础.3 结论利用LabV IEW 的图形化编程环境,可以实现对脉搏信号的数据采集、存储和分析等功能.由于该系统设计是基于虚拟仪器平台,硬件部分结构简单,而且系统具有极强的灵活性和可操作性.采用基于LabV IEW 的数字锁相放大器,使系统抗干扰能力增强,获得了较好的光电脉搏波波形,从而可在很大程度上提高脉搏血氧饱和度的测量精度.本研究对利用虚拟仪器开发类似系统有一定借鉴作用.参考文献:[1] N IWA YAMA M ,SHIGA T ,L IN L ,et al .Correction of the influences of a subcutaneous fat layer and skinin a near 2infared musde oximeter[C]//Proceeding s of the 20th An nual International Conference of the IEEE ,1998,4:1849.[2] 杨玉星.生物医学传感器与检测技术[M ].北京:化学工业出版社,2005.8.[3] COPE M ,DEPL Y D T.System for Long term Measurement of Cerebral Blood and Tissue Oxygenation on Infants by NearInf rared Transillumination[J ].Phys Med B iol ,1988,33:143321442.[4] 李 刚,张丽君,林 凌.一种新型数字锁相放大器的设计及其优化算法[J ].天津大学学报,2008,41(4):4292432.[5] 李 刚,李尚颖,林 凌,等.基于动态光谱的脉搏血氧测量精度分析[J ].光谱学与光谱分析,2006,26(10):182121824.[6] 郭 萍,孙卫新,金 捷,等.脉搏血氧仪定标曲线的研究[J ].西安医科大学学报,2000,21(2):1692171.System Design for Non 2invasive Detection ofPulse Oximetry B ased on LabVIEWYAO Feng ,Q IAO Xiao 2yan ,DON G Y ou 2er(S chool of Physics and Elect ronics Engineering ,S hanx i Universit y ,T ai y uan 030006,China )Abstract :A detecting system based on t he measurement principle of p hotoplet hysmograp hy is designed.Timing sequence signals are generated by t he developed platform of t he figural virt ual inst rument based on LabV IEW ,and t he p hotoplet hysmograp hy signal f rom t he sensor of clip finger is modulated according to t he timing sequence.The p ulse waveform is acquired after t he preamplifier and filter circuit s.Moreover ,t he p hotoplet hysmograp hy signal is obtained by t he digital p hase 2locked technology based on LabV IEW.The result s showed t hat t he f unctions such as non 2invasive ,continuous and real 2time detection ,p ulse waveform playback ,storage and analysis could be realized in t his system ,and it has many characteristics such as st rong anti 2interference ability ,high signal 2noise ratio ,good stability and flexibility.K ey w ords :labV IEW ;digitallock 2in amplify ;oxygen sat uration ;p hotoplet hysmograp hy69山西大学学报(自然科学版) 33(1) 2010 。
