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1 引 言 人體心室周期性的收縮和舒張導(dǎo)致主動(dòng)脈的收縮和舒張, 使血流壓力以波的形式從主動(dòng)脈根部開始沿著整個(gè)動(dòng)脈系統(tǒng)傳播, 這種波稱為脈搏波。脈搏波所呈現(xiàn)出的形態(tài)、強(qiáng)度、速率和節(jié)律等方面的綜合信息, 很大程度上反映出人體心血管系統(tǒng)中許多生理病理的血流特征。 傳統(tǒng)的脈搏測(cè)量采用脈診方式, 中醫(yī)脈象診斷技術(shù)就是脈搏測(cè)量在中醫(yī)上卓有成效的應(yīng)用, 但是受人為的影響因素較大, 測(cè)量精度不高。無(wú)創(chuàng)測(cè)量(Noninvasive Meas2urement s) 又稱非侵入式測(cè)量或間接測(cè)量, 其重要特征是測(cè)量的探測(cè)部分不侵入機(jī)體, 不造成機(jī)體創(chuàng)傷, 通常在體外, 尤其是在體表間接測(cè)量人體的生理和生化參數(shù)。 生物醫(yī)學(xué)傳感器是獲取生物信息并將其轉(zhuǎn)換成易于測(cè)量和處理信號(hào)的一個(gè)關(guān)鍵器件。光電式脈搏傳感器是根據(jù)光電容積法制成的脈搏傳感器, 通過對(duì)手指末端透光度的監(jiān)測(cè), 間接檢測(cè)出脈搏信號(hào)。光電式脈搏傳感器具有結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單、無(wú)損傷、可重復(fù)好等優(yōu)點(diǎn), 本文討論的就是基于光電式脈搏傳感器的設(shè)計(jì)和具體實(shí)現(xiàn)。 2 光電式脈搏傳感器的原理和結(jié)構(gòu) 2.1 光電式脈搏傳感器的原理 根據(jù)朗伯比爾(Lamber Beer) 定律, 物質(zhì)在一定波長(zhǎng)處的吸光度和他的濃度成正比。當(dāng)恒定波長(zhǎng)的光照射到人體組織上時(shí), 通過人體組織吸收、反射衰減后測(cè)量到的光強(qiáng)將在一定程度上反映了被照射部位組織的結(jié)構(gòu)特征。 脈搏主要由人體動(dòng)脈舒張和收縮產(chǎn)生的, 在人體指尖, 組織中的動(dòng)脈成分含量高, 而且指尖厚度相對(duì)其他人體組織而言比較薄, 透過手指后檢測(cè)到的光強(qiáng)相對(duì)較大,因此光電式脈搏傳感器的測(cè)量部位通常在人體指尖。 手指光吸收量變化示意圖傳感器技術(shù)戴君偉等: 光電脈搏傳感器的研制和噪聲分析手指組織可以分成皮膚、肌肉、骨骼等非血液組織和血液組織, 其中非血液組織的光吸收量是恒定的, 而在血液中, 靜脈血的搏動(dòng)相對(duì)于動(dòng)脈血是十分微弱的, 可以忽略, 因此可以認(rèn)為光透過手指后的變化僅由動(dòng)脈血的充盈而引起的, 那么在恒定波長(zhǎng)的光源的照射下, 通過檢測(cè)透過手指的光強(qiáng)將可以間接測(cè)量到人體的脈搏信號(hào)。 2.2 光電式脈搏傳感器的結(jié)構(gòu) 從光源發(fā)出的光除被手指組織吸收以外, 一部分由血液漫反射返回。其余部分透射出來(lái)。光電式脈搏傳感器按照光的接收方式可分為透射式和反射式2 種, 其中透射式的發(fā)射光源與光敏接收器件的距離相等并且對(duì)稱布置,接收的是透射光, 這種方法可較好地反映出心律的時(shí)間關(guān)系, 但不能精確測(cè)量出血液容積量的變化; 反射式的發(fā)射光源和光敏器件位于同一側(cè), 接收的是血液漫反射回來(lái)的光, 此信號(hào)可以精確地測(cè)得血管內(nèi)容積變化。本文討論的是透射式脈搏傳感器, 側(cè)重于脈搏信號(hào)的測(cè)量。 3 光電式脈搏傳感器的制作 3.1 光敏器件 光電式脈搏傳感器由于采用不同的光敏元件有著多種實(shí)現(xiàn)方法, 其中光敏元件主要有光敏電阻、光敏二極管、光敏三極管和硅光電池。在傳統(tǒng)的光電式脈搏傳感器設(shè)計(jì)中, 通常采用的是獨(dú)立光敏元件, 利用半導(dǎo)體的光電效應(yīng)改變輸出的電流, 通常光敏元器件輸出的電流極低, 容易受到外界干擾, 而且對(duì)后續(xù)的放大器的要求比較嚴(yán)格, 需要放大器空載時(shí)的電流輸出較小, 避免放大器空載輸出電流對(duì)脈搏信號(hào)測(cè)量的干擾, 這樣對(duì)于普通的放大器就不能直接應(yīng)用在光敏元件的后端。 在本文中, 采用一種新型的光敏元件OPT101 , 該元件將感光部件和放大器集成在同一個(gè)芯片內(nèi)部, 這種集成化的設(shè)計(jì)方式有效地克服了后端運(yùn)算放大器空載電流輸出對(duì)光敏部件輸出電流的影響, 而且芯片輸出的電壓信號(hào)可以通過外部的精密電阻進(jìn)行調(diào)節(jié), 有利于芯片適應(yīng)整體的電路設(shè)計(jì), 同時(shí)芯片的集成化設(shè)計(jì)也能夠減小系統(tǒng)的功耗。 3.2 發(fā)射光源 光電式脈搏傳感器主要由光源、光敏器件, 以及相應(yīng)的信號(hào)調(diào)理控制電路構(gòu)成。為了充分利用器件的效果, 光源和光敏元件的選擇是綜合考慮的, 光源的波長(zhǎng)應(yīng)該落在光敏元件檢測(cè)靈敏度較高的波段內(nèi), 圖4 為OPT101 的光波長(zhǎng)響應(yīng)曲線。 脈搏信號(hào)主要由動(dòng)脈血的充盈引起, 而血液中還原血紅蛋白( Hb) 和氧合血紅蛋白( HbO2 ) 含量變化將造成透光率的變化, 當(dāng)氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對(duì)光的吸收量相等時(shí), 透射光的強(qiáng)度將主要由動(dòng)脈血管的收縮和舒張引起, 此時(shí)能夠比較準(zhǔn)確地反映出脈搏信號(hào)。圖5 為血紅蛋白的光吸收曲線, 從圖中可以看出, 血液中HbO2 和Hb 對(duì)于不同波長(zhǎng)光的吸收系數(shù)的差異明顯, 而且2 條曲線好幾個(gè)不同的交點(diǎn), 考慮到在805 nm 波長(zhǎng)處, 血紅蛋白的光吸收率比較低, 那么透射過手指的光強(qiáng)較大, 有利于光敏器件的接收, 因此發(fā)射光源的波長(zhǎng)選擇為805 nm。 3.3 恒的波長(zhǎng)3 恒流源控制電路 在脈搏信號(hào)測(cè)量過程中, 為了盡量減少光源供電波動(dòng)對(duì)測(cè)量脈搏信號(hào)的影響, 需要恒流電路 來(lái)控制光源的穩(wěn)定供電, 使在脈搏測(cè)量過程中, 發(fā)射光源發(fā)出的光強(qiáng)是恒定的。 圖6 為恒流源電路, 在電路中R1 兩端的電壓值恒等于穩(wěn)壓二極管D1 的穩(wěn)壓值,因此流經(jīng)R1 的電流值恒定,控制使三極管Q1 處于放大狀態(tài), 那么流過發(fā)光二極管D3 的電流值恒定,因此發(fā)光二極管D3 能輸出穩(wěn)定光強(qiáng)的光。 3.4 脈搏信號(hào)調(diào)理電路 芯片OPT101 中輸出的脈搏信號(hào)為直流和交流疊加的混合電壓信號(hào), 其中交流信號(hào)中包含了脈搏信息, 因此信號(hào)調(diào)理電路先要濾除疊加的直流信號(hào), 再對(duì)交流信號(hào)進(jìn)行放大。濾除直流信號(hào)可以通過一個(gè)電容來(lái)實(shí)現(xiàn), 但是電容在隔直流的同時(shí)可能造成脈搏信號(hào)的部分失真。較為理想的方式是采用一個(gè)減法器來(lái)實(shí)現(xiàn)絕大部分直流電平的濾除, 由于不同受試者的手指的透光率不同, 測(cè)量到的直流電平不同, 因此需要一個(gè)來(lái)實(shí)現(xiàn)相應(yīng)的直流電平的濾除,本文就是采用可控直流電平輸出和減法器來(lái)實(shí)現(xiàn)脈搏信號(hào)的提取。在得到包含有脈搏信號(hào)的交流信號(hào)后, 只要通過簡(jiǎn)單的放大電路和低通濾波電路即可實(shí)現(xiàn)脈搏信號(hào)的提取。 4 光電式脈搏傳感器的實(shí)驗(yàn)測(cè)量和噪聲分析 在測(cè)量過程中, 前端測(cè)量到的脈搏信號(hào)十分微弱, 容易受到外界環(huán)境干擾, 因此需要對(duì)脈搏傳感器的干擾噪聲進(jìn)行分析, 從光電式脈搏傳感器設(shè)計(jì)的技術(shù)角度減少干擾, 使之能夠準(zhǔn)確測(cè)量到脈搏信號(hào)。光電式脈搏傳感器的干擾主要有測(cè)量環(huán)境光干擾、電磁干擾、測(cè)量過程運(yùn)動(dòng)噪聲, 下面對(duì)上述情況結(jié)合實(shí)驗(yàn)測(cè)量做進(jìn)一步的分析。 4.1 環(huán)境光對(duì)脈搏傳感器測(cè)量的影響 在光電式脈搏傳感器中, 光敏器件接收到的光信號(hào)不僅包含脈搏信息的透射光信號(hào), 而且包含測(cè)量環(huán)境下的背景光信號(hào), 由于動(dòng)脈搏動(dòng)引起的光強(qiáng)變化比背景光的變化微弱得多, 因此在測(cè)量過程當(dāng)中要保持測(cè)量背景光的恒定, 減少背景光的干擾。 測(cè)量環(huán)境下的背景光包含環(huán)境光和在測(cè)量過程中引起的二次反射光。為了減少環(huán)境光對(duì)脈搏信號(hào)測(cè)量的影響, 同時(shí)考慮到傳感器使用的方便性, 采用密封的指套式的包裝方式, 整個(gè)外殼采用不透光的介質(zhì)和顏色, 盡量減小外界環(huán)境光的影響。為了避免測(cè)量過程中的二次反射光的影響, 在指套式傳感器的內(nèi)層表面涂上一層吸光材料, 這樣能有效減少二次反射光的干擾。 由圖7 的圖形明顯可知, 加上指套式外殼后的脈搏傳感器測(cè)量到的脈搏波形比較平滑。這是因?yàn)榧又柑资降拿}搏傳感器中環(huán)境光在測(cè)量過程中基本上不受外界環(huán)境光的影響, 而且能夠有效減少二次反射光, 使照射到手指上的光波長(zhǎng)單一, 所以得到的脈搏信號(hào)較為穩(wěn)定, 沒有明顯的重疊雜波信號(hào), 能夠很好地體現(xiàn)出脈搏波形的特征。 4.2 電磁干擾對(duì)脈搏傳感器的影響 通過光電轉(zhuǎn)換得到的包含脈搏信息的電信號(hào)一般比較微弱, 容易受到外界電磁信號(hào)的干擾, 在傳統(tǒng)的光電式脈搏傳感器電路中, 由于光敏器件和一級(jí)放大電路是分離的, 那么在信號(hào)的傳遞過程就很容易受到外界電磁干擾,通常在一級(jí)放大電路采用電磁屏蔽的方式來(lái)消除電磁干擾。本系統(tǒng)采用了新型的光敏器件, 在芯片內(nèi)部集成光敏器和一級(jí)放大電路, 有效地抑制了外界電磁信號(hào)對(duì)原始脈搏信號(hào)的干擾。 工頻干擾是電路中最常見的干擾, 脈搏信號(hào)變化緩慢, 特別容易受到工頻信號(hào)的干擾, 因此對(duì)工頻信號(hào)干擾的抑制是保證脈搏信號(hào)測(cè)量精度的主要措施之一。通常脈搏信號(hào)的頻率范圍在013～30 Hz 之間, 小于工頻50 Hz ,因此通過低通濾波器可以有效濾除工頻干擾, 這在信號(hào)調(diào)理電路中容易實(shí)現(xiàn); 同時(shí)可以在控制電路中對(duì)光源進(jìn)行脈沖調(diào)制。這樣不但能夠降低系統(tǒng)的功耗, 而且能夠在一定程度上減小外界的電磁干擾。在脈搏信號(hào)數(shù)據(jù)采集后, 可以通過數(shù)據(jù)處理法方法進(jìn)一步濾除工頻信號(hào)的干擾。 4.3 測(cè)量過程中運(yùn)動(dòng)噪聲 在測(cè)量過程當(dāng)中, 通常情況下手指和光電式脈搏傳感器可能產(chǎn)生相對(duì)的運(yùn)動(dòng), 這樣對(duì)脈搏測(cè)量產(chǎn)生誤差, 可以通過2 個(gè)方面減少運(yùn)動(dòng)噪聲誤差: 一是改善指套式傳感器的機(jī)械抗運(yùn)動(dòng)性, 比如說使指套能夠更緊的夾在手指上, 不易松動(dòng); 二是從脈搏信號(hào)處理的角度, 通過算法來(lái)減小誤差,對(duì)于傳感器的設(shè)計(jì), 現(xiàn)在采用的主要是第一個(gè)途徑。 5 結(jié) 語(yǔ) 無(wú)創(chuàng)傷監(jiān)護(hù)技術(shù)將是未來(lái)醫(yī)學(xué)工程發(fā)展的重要方向,而人體脈搏信號(hào)中包含豐富的生理信息, 也逐漸引起了臨床醫(yī)生的很大興趣。光電容積法( PPG) 是當(dāng)今測(cè)量脈搏信號(hào)的一種有效途徑, 也可以通過這種方法測(cè)量血氧飽和度, 氧分壓、心搏出量等生理信號(hào), 為臨床診斷提供了強(qiáng)有力的技術(shù)支持。最近, 日本學(xué)者又提出了以脈搏波傳導(dǎo)速度與血壓的相關(guān)性來(lái)間接測(cè)量血壓, 用檢測(cè)分析脈搏波的方法估計(jì)血壓的課題, 足見脈搏檢測(cè)的應(yīng)用有著良好的發(fā)展前景。 脈搏檢測(cè)中關(guān)鍵技術(shù)是傳感器的設(shè)計(jì)與傳感器輸出的微弱信號(hào)提取問題, 本文對(duì)脈搏傳感器的設(shè)計(jì)進(jìn)行了初步的探討并取得了可喜的實(shí)驗(yàn)結(jié)果。實(shí)驗(yàn)證明: 采用本文這種方法能夠較好地測(cè)量出脈搏信號(hào), 為脈搏信息的進(jìn)一步提取提供了有利的前提。 |
