提高血氧測量精度的方法和系統

摘要：本文把血液中含有的膽紅素、高鐵血紅蛋白和碳氧血紅蛋白等物質對血氧測量的影響考慮在內，在傳統的脈搏式血氧飽和度測量光吸收模型基礎上，提出了一種改進的光吸收模型；同時為了增加血氧飽和度測量的精確度，在新的光吸收模型上，推導一種非線性的血氧飽和度檢測方法；最后，設計了一套血氧測量系統，通過驗證，該方法擴大了血氧測量范圍，提高血氧測量的精度，能滿足不同應用領域的測量要求。

關鍵詞：血氧飽和度 光吸收模型 方法 精度

0 引言

Brinkman和Zijlstra是最早提出脈搏波血氧飽和度測量方法的兩位科學家。隨后，日本人Aoyaji于1972年利用紅光和紅外光的穿透機理直接算出了脈搏血氧飽和度。青柳卓雄等人在1974年發表了代表性文章，該文章中提出了脈搏血氧計的測量方法[1]，緊接著，世界上第一臺基于該測量方法的脈搏血氧飽和度測量儀原型問世；基于該原型儀器被很多公司不斷完善，最終推出了無創、連續的血氧測量的商業化儀器，并快速地被推廣普及。1982年，隨著光學研究方面的不斷進步，Nellcor采用雙波長測量技術和計算機信息處理技術，快速處理光傳感器反饋回來的光信號信息，設計了標準的血氧測量儀，標志著血氧測量進入了新時代。90年代后，該標準測量儀被不斷完善并得到廣泛應用，成為一種不可缺少的臨床診斷設備。[2]

盡管上述的各種血氧測量方法和裝置的出現和應用使得血氧飽和度的無創連續檢測達到了較為理想的境界，但雙波長透射式的脈搏血氧飽和度測量方法在實際應用中仍存在著一些難以解決的問題：由于上述的標準血氧測量設備中僅僅考慮了血液中兩種血紅蛋白（氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白）對光的吸收作用，對于血氧中的其他血紅蛋白（碳氧血紅蛋白（COHb），高鐵血紅蛋白（METHb），膽紅素[3]等）的光吸收作用采用忽略不計的測量方法，所以，這種雙波長的測量方法的精確度會受很大影響，存在血氧飽值和度估計過高或低。

1 改進的光吸收模型

透射式脈搏波血氧飽和度檢測的傳統模型包含了下面兩個假設：

①動脈血中血紅蛋白只有氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白，其他血紅蛋白忽略不計。

②氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白兩者的吸光系數[4]近似相等，在測量方法推導過程中采用兩者吸光系數曲線的交點。

對于傳統模型中，在建模過程中，發現測量所得的血氧飽和度高于血氣分析儀測得的數據，原因是忽略了碳氧血紅蛋白和高鐵血紅蛋白的影響。特別是碳氧血紅蛋白和高鐵血紅蛋白含量越高時，誤差越大。當動脈搏動時，動脈血中存在很多因素會使光的吸收發生變化，這些因素不僅僅包含了氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白，還有動脈血中的其他成分如碳氧血紅蛋白、高鐵血紅蛋白等；同時動脈周圍的肌肉、組織骨骼和靜脈血隨著動脈的博動其形態方面也會發生變化，這些因素都會影響到透射光強。相比起氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對吸光光強的影響，其他因素對光強變化影響要小。[5]下面我們要介紹一種改進的光吸收模型，該模型會充分考慮上述幾個因素對光吸收量的作用，全面分析測試區域對光強的吸收過程。

改進的血氧模型除了采用了傳統模型的特征外，主要有下面兩個不同點：

①為了避開復雜的計算推導，同時由毛細血管的生理特性可知，其形狀對光強的影響甚微，假設毛細血管是方形的管狀物。由下面血管模型可知，方形表示血管，方形內區域是動脈血液，方形之外是周圍的肌肉、骨骼、組織和靜脈血。整個透光區域的吸光光程為l0，在動脈血管搏動之前，方形腔變長為2l，搏動后邊長增加△l。

②動脈中氧合血紅蛋白（HbO2）吸光系數和濃度分別為ε■，C■；還原血紅蛋白（Hb）的吸光系數和濃度分別為ε■，C■；其他形式的血紅蛋白和物質的吸光系數和濃度分別表示為ε■，C■；動脈血管周圍的肌肉、組織、骨胳、靜脈血等對檢測光的吸光系數及濃度分別表示為ε■，C■。采用單色平行光垂直照射被測組織，光強為i0。

在動脈搏動前，根據Lambert－Beer定律可得透過該組織區域的透射光強為：

Iout=2Δ*i0*e■+2l*i0*e■*

e■ （1）

搏動后，透射光強重新表示為：

I′out=2（l+Δl）*i0*e■*

e■（2）

ΔI=Iout-Iout′

=2Δ*i0[e■-e■]+2li0[e■*e■-e■*

e■]

=2e■Δl*i0[1-e■]+

2li0e■*

[1-e■]

為了方便表示，記A=ε■*C■+ε■C■+ε■C■-ε■C■

可得：

ΔI=2e■Δl*i0[1-

e■]+2li0e■*[1-e■]

=2li0e■+2e■Δl*i0-2e■*(l+Δl)*i0*e■

當Δl→0時，上式中e■Δl*i0可以忽略，l+Δl≈l，因此，上式可以簡化為

Δl=2li0e■*(1-e■) （3）

記IDC=2li0e■，可以看出IDC與光程變化量△l無關，但是與模型中的吸光系數和濃度有關，因此把△I看作是透射光強交流分量，而IDC作為是透射光強的直流分量則：

IAC=IDC*（1-e■） （4）

對上式取自然對數：

ln(■)=-2A*Δl （5）

從而可以推導出：

■=2A*Δl

=2(ε■*C■+ε■C■+ε■C■-ε■C■) （6）

從6式可以看出，在新的光吸收模型中，透過被測區域的光強變化率不僅僅受動脈血內氧合血紅蛋白、還原血紅蛋白的影響，其他形式血紅蛋白及物質和管外物質也會對其產生影響。

2 基于改進模型的新血氧測量方法

上節在傳統吸光模型的基礎上對吸光模型進行改進和校正，把動脈血中其他血紅蛋白及動脈血管周圍的肌肉、組織、骨胳、靜脈血以和外圍皮膚等物質的影響考慮在內，全面分析光強在血氧中的透射吸收過程。同時，我們根據新的血氧模型，對經典血氧飽和度測量方法[6]進行修改如下：

當采用波長分別為λ■和λ2的入射光照射被測人體時，令

Dλ■=■ （7）

Dλ■=■ （8）

則■=■=■（9）

其中，ε■■，ε■■，ε■■，ε■■分別為其他形式的血紅蛋白和物質、動脈血管周圍的肌肉、組織、骨胳、靜脈血等、氧合血紅蛋白（HbO2）和還原血紅蛋白（Hb）對檢測光的吸光系數；C■，C2，C■，C■分別其他形式的血紅蛋白和物質、動脈血管周圍的肌肉、組織、骨胳、靜脈血等、氧合血紅蛋白（HbO2）和還原血紅蛋白（Hb）對檢測光的濃度。

當動脈血內其他形式物質m1及管外物質m2的吸光系數及濃度變化較小時，我們可以作以下處理，令

ε■■ C■+ε■■C■+ε■■C■-ε■■C■=k11ε■■ C■+k12ε■■C■ （10）

ε■■ C■+ε■■C■+ε■■C■-ε■■C■=k21ε■■ C■+k22ε■■C■ （11）

其中，K11，K12，K21，K22分別是的HbO2和Hb對應于波長λ■、λ2的修正系數。

即

■=■=■ （12）

從而，血氧飽和度的計算公式可表示為

SpO2=■ （13）

令

ε■■＝k11ε■■，ε■■=k12ε■■

ε■■＝k21ε■■，ε■■=k22ε■■

則血氧飽和度計算公式可重新表示為

SpO2=■ （14）

其中，ε■■，ε■■，ε■■，ε■■分別是對應于波長λ■、λ2的還原血紅蛋白和氧合血紅蛋白的等價吸光系數。

從上述分析可知，我們測量血氧飽和度只需要利用光傳感器得到兩束光通過毛細血管的光強變化率IAC/IDC，通過數據處理系統計算出■，把該值代入計算公式14，計算脈搏式血氧飽和度。采用上述方法對于血氧的計算非常方便快捷，實時性強，而且大大提高了血氧的測量精度。

3 血氧測量系統

為了驗證采用上述方法計算血氧的準確度，我們還設計了一套血氧系統，具體系統框圖如圖2所示。血氧傳感器血里邊的光探頭采集血氧脈搏光波信號，該信號比較微弱，需采用血氧放大電路將信號進行適當放大；多路選通電路選擇需要處理的信號，通過AD轉換器將其轉換為數字信號，并將數字信號送DSP處理；利用改進模型中所介紹的血氧飽和度檢測方法來確定血氧飽和度。同時，DSP外部擴展1 路USB 2.0高速接口，方便同PC 系統進行USB通訊，最后在輸出端通過USB2.0協議將數據傳送到醫學信息處理軟件。該系統采用TI公司的高性能數字處理芯片DSP為核心，協調控制和數字處理與一體，AD轉換精度達到16位，并可同時進行多通道采樣，高效而精確地血氧脈搏波信號的采集、調理和分析，同時DSP的采樣滿足了復雜數據處理算法。

采用該血氧測量系統和常規無創血氧測量系統比較，發現其血氧測量精度有明顯提高；特別在一些特殊病人群體中（如碳氧血紅蛋白量過高或者血管周圍組織異常），其血氧飽和度測量基本可以達到有創血氧測量的精度。

4 結束語

無創血氧測量廣泛應用于ICU、手術室和睡眠研究等多個領域，其應用范圍不斷地擴大，血氧值對于醫生病人來說其指示意義也越來越重要[7]。由于測量結果受各種因素影響，其精度仍然不能達到理想的應用要求，如何進一步提高其測量精度仍在不斷的探索中。本文從血氧中的碳氧血紅蛋白等其他物質入手，將這些物質的光學因素考慮在內，提出了一種新型的血氧測量模型，并推導出一種新的血氧測量方法，從理論上引入了一種提高血氧測量精度的辦法，具有重要的理論意義和實用價值。最后，利用設計的血氧測量系統，將最好的測量方法融入到測量系統中去，經實踐驗證，該方法有效地提高了無創血氧測量的精度。

參考文獻：

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