小型脉搏脉搏血氧仪系统设计文献综述

郭军平 西华师范大学 四川南充 637000

一、前言

随着现代生活节奏的日益加快，人们越来越重视健康生活，近年来，肺心病已成为一种常见的、严重威胁中老年人身体健康的疾病。根据国内近些年的数据统计，肺心病平均患病率已达到0.41%～0.47%。肺心病导致人体的通换气不顺从而引起了缺氧，长时间缺氧会引起更大疾病的发生。在临床上，可以通过血氧饱和度(SpO2)的变化这一显著特征来表征人体血氧情况。因此，SpO2的检测对于肺心病的预防有十分重要的意义。同时，在产房、手术室、急诊室以及其他科室，SpO2也是一项监护病人病情的重要生理参数。

另外肝储备功能是评价肝脏维持正常生理活动的重要依据，在肝病诊断、肝移植、肝切除手术中，肝储备功能的临床监测能有效辅助肝脏疾病术前、术后临床给药和病人的身体康复。动脉血氧饱和SpO2是无创肝储备功能测量中重要的中间测量参数，长时间连续测量血氧饱和度对临床肝储备功能测量、分析具有重要意义。当前市场上血氧饱和度检测系统主要采用透射式光电容积脉搏波理论实现血氧测量，虽然能够简单方便检测血氧饱和度，但是不易于日常生活中长期测量，无法有效反映测量者 24 h 的血氧饱和度波动情况，对肝储备功能测量不能提供可靠的测量评估。针对这些问题，本文将设计和实现了一种基于集成模拟前端的具有较高准确度和精度的无创血氧测量系统，减小系统体积以便个人使用及携带。

二、本课题的研究历史与研究现状

1932年，Nicolai和Kramer这两位科学家研制接近于现今使用的脉搏血氧饱和度测量仪。1935年，Matthes研制了第一个双波长的耳部血氧测量探头。这种设备可以实现脉搏血氧饱和度的测量。但这种设备测量缓慢，需要频繁地校准，需要大量的辅助设备，并且不能有效的区分动脉和静脉血流。这种早期设备采用红光和绿光作为光源，改进后改用红光和红外光，提高了该设备的测量精确度。采用红光和红外光作为光源是我们现在实现脉搏血氧饱和度的基础b1。

1942年，Millikan使用一个加温的耳部探头的脉搏血氧饱和度测量仪对飞行员在飞机大过载情况下发生短时丧失知觉的现象进行研究。Millikan将脉搏血氧饱和度测量仪装备在飞机上。1949年，Wood重新设计了脉搏血氧仪，给它加了一个峰值，进而计算出血氧饱和度的值。由于这种设备对光源稳定性有较高要求，没有应用于临床实践中。Wood采用的这种方法在20世纪50年代成为一种最佳的无损伤检测血氧饱和度的方法。如Water01 100A型血氧计，血氧饱和度测量范围60——100%时，精度超过±2.98%。这种方法采用两种波长，对红外光和红光的吸收进行测量，要求满足两个条件：①“无血条件”，即施加约200 mmHg的压力把血从耳垂部挤走；②正常的血流，即用透照光使耳垂动脉化。在第一个条件下，测量的信号是与组织有关的光吸收，如肌肉、骨骼、皮肤等，但不包括血液的光吸收；在第二个条件下，测量的信号是与组织和血液有关的光吸收。第二个条件下测量的透射光强，减去第一个条件下测量的透射光强，最后剩下与动脉血光吸收有关的透射光强信号，由此去除了组织本身光吸收的影响；通过测量两个光波长的透射光强信号，利用公式算出血氧饱和度。然而Elam和Coworker在经过对受压耳朵的透射光研究后指出，即使加上200 mmHg的压力，在耳轮里仍然保留着一些血。另外，色素的消光系数在整体血里随着血细胞数目变化而变化；在细胞数目较低的情况下，消光系数和浓度之间的关系曲线变为非线性，以致使用此方法产生的无血组织的光吸收量是不一样的。也就是说，此法不能取消组织本身（如肌肉、骨骼、皮肤等）的影响。再者，由于每个人的组织成分不同，因此每次测量都需要繁琐地调整。

1964年Shaw设计了一种八波长的自身调整的耳部血氧计。如hp47201A型耳部血氧计。他的优点是避免了上述繁琐的调整技术，从650nm到1050nm的八个波长的光波，提供了一些有关耳朵组织内大量吸收物质的一些数据。

1973年，日本人Tahuo Aoyagi对传统的脉搏血氧饱和度的测量仪进行了重大的改进，他采用红光和红外光穿过测量部位中脉动的动脉血管，直接利用光吸收的曲线法计算出脉搏血氧饱和度而不需要繁琐的校准。开创了无创血氧饱和度测量的先河；1974年第一台无创式脉搏血仪问世；1982年Nellcor公司研制出一种性能更好的脉搏血氧饱和度仪N—100，并形成了一种标准模式，即采用发光二极管作为光源、硅管作为光传感器、微型计算机进行信号处理。血氧饱和度的测量从此进去了一个新的时代。

近代脉搏血氧浓度的研究中研究者一直在不断的创新和取得突破，在尽可能的提高测量的精度同时，在脉搏血氧仪的体积、性能，功能的多样化、测量方式、是否满足临床的需要这些方面也进行了优化，致使现代脉搏血氧仪的研究中出现了很多类型的产品。

在测量的方法上：主要是利用光电传感器去测量人某些部位（如手指、耳朵），然后将采集到的信号转化成PPG信号进行分析，光电二极管在采集PPG信号时优主要采用透射式和反射式两种测量的方式。在测量时光电二极管在采集信号时怎么去除环境光的干扰，降低误差成为了研究者研究的重点，在这个过程中研究者主要是通过一定的算法、或者采用指套式的采集设备去除环境光的干扰；在信号处理的方式上也是多种多样的，主要的有以下几种方式：采用MSP430超低功耗单片机、基于stm32系列单片机、基于AFE44X系列的模拟前端等方式。在定义动脉血氧饱和度的方式上在众多的文献中都是采用血液中氧合血红蛋白( HbO2) 占氧合血红蛋白和还原血红蛋白(Hb)的百分比，如公式(1)所示:能反应人体血液的携氧能力，临床认为血氧饱和度与患者的血氧含量紧密相关.基于脉搏波的血氧饱和度检测已经在临床上得到广泛应用，它实现了连续、无创、快速检测人体血氧饱和度的功能。无创脉搏血氧饱和度的测量原理围绕着血液的动脉分量本质上是脉动的（随时间变化的）。 因此，当LED灯入射到人体（例如手指、耳朵）时，从组织，动脉和静脉之类的各种组件衰减后通过的光量也具有其在恒定分量上的脉动分量。脉搏血氧饱和度的目的是测量氧合血红蛋白（HbO）对动脉血中总血红蛋白（Hb）（氧合加脱氧）的百分比— 这被称为SaO。血液中的氧合血红蛋白是独特的红色，而血液中的脱氧血红蛋白具有特征的深蓝色。可见光（即400至700nm）和近红外（即700至1000nm）光谱区域之间血液的光学性质在很大程度上取决于血液携带的O量。利用了如图1所示的HbO，与HbO相比，Hb在660nm附近的红色区域具有更高的光吸收系数的事实。另一方面，在940nm附近的光谱的近红外区域中， Hb的光吸收比HbO低。在两条曲线交叉的异常波长（即805nm）处，光的吸光度与氧合水平无关。

由 朗 伯－比 尔 定 律 推 得SaO 是与血液对两路光吸光度的变化之比呈线性对应关系,通过检测这种充血前后吸光度的变化求得 SaO。除了对动脉脉搏血氧浓度的测量外，随着现在通信技术的迅猛发展研究者们将动脉脉搏血氧浓度的测量与现在通信技术结合起来做到如今的远程实时医疗，在这些研究中研究者采用蓝牙技术将动脉脉搏血氧浓度的数据实时的传输到手机，然后通过网络实时传送个医院的医生，也有的研究者通过ZigBee通信技术，做足不出户就能够将病情实时传达给在线医生，医生根据实时的数据给出精确的治疗方案。