基于反射式檢測方法的血氧測量研究*

甘永進，李瓊△,鄭金存△，楊小鳳,甘國妹,蔣曲博

(1.玉林師范學院 電子與通信工程學院，廣西 玉林 537000; 2. 桂林電子科技大學 電子工程與自動化學院，廣西 桂林 541004)

1 引 言

血氧飽和度(SPO2)是健康狀況評估的重要生理參數。較傳統的有創檢測方法，基于光電式的血氧飽和度檢測不需采血，避免生理疼痛，快速、可連續監測，受到普遍青睞[1]。其中基于透射式檢測方法的血氧儀發展較為成熟，在臨床中得到推廣。但受透射式光電傳感器的限制，不能對額頭、腹部等部位進行檢測[2]，且長時間的測量會使檢測部位受到壓迫而帶來測量誤差。而基于反射式檢測方法的血氧儀可避免測量部位受限，但因反射式血氧脈搏信號較微弱，易受到干擾，對系統的可靠性帶來影響。本研究基于反射式檢測方法，選用光電反射式傳感器DCM03結合血氧模擬前端AFE4490實現對光電容積脈搏波(PPG)的采集，取代了傳統分立元件搭建系統的復雜的外圍模擬電路設計，不但完成脈搏血氧信號的采集、預處理和顯示，也使整個系統的體積小便于攜帶，功耗更低。設計突變點剔除算法、低通濾波器以及形態學濾波分別對突變點、高頻隨機噪聲和基線漂移進行抑制，設計差分閾值判斷極值點后通過曲線插值的方法補充PPG信號包絡線并獲取信號交直流分量以進行血氧值的計算，實驗證明，系統計算量小、實效性高，有一定的可靠性，對生理健康檢測及評估設備(如血氧儀、心電計、肝儲備功能)[3]的研制提供一定參考依據。

2 硬件設計

指尖脈搏波采集系統的設計結合了反射式脈搏傳感器DCM03和血氧模擬前端AFE4490[4-6]，其中，DCM03在一塊單片上集成了雙波長發射器(LED，波長905 nm紅外光/660 nm紅光)和高靈敏度的光電二極管(PD)接收器，而AFE4490在一塊單片上集成探頭驅動模塊、時序控制模塊、AD轉換模塊、放大濾波模塊和I-V轉換模塊以及可控制LED開路和短路檢測的LED故障診斷電路等，將傳統血氧飽和度檢測必須的模塊全部集成在一個體積很小的單片上，擯棄了傳統的外圍電路[7]設計，避免使用分立元件帶來的系統體積龐大，電路調試困難、耗能大、便攜性差的缺點。由AFE4490的LED傳輸通道時序控制DCM03雙波長光發射器的發光頻率和發光強度，雙波長發光管發出光線照射到手指后在組織表面發生漫反射，DCM03的光接收器采集部分的反射信號即指尖血液的光感應信號，將光信號轉變為電流信號，再由集成模擬前端AFE4490的PD接收通道進行I-V轉換、初步放大、光電信號矯正、濾波處理以及A/D轉換等操作得到脈搏波數字信號[8]，最后由SPI接口輸出至MCU模塊進行如數字信號處理、提取信號交流分量以及計算參數等后續處理。指尖脈搏信號采集系統框圖見圖1。

3 軟件設計

3.1 PPG抗干擾處理算法

系統采集到的原始光電容積脈搏波PPG信號受到各種噪聲的干擾，信噪比較低，對后續特征提取以及血氧計算的準確性帶來影響，故須對原始PPG信號進行數字信號處理以獲得完整性好、信噪比高的光電容積脈搏波數字信號。本研究針對信號突變點、高頻隨機噪聲以及基線漂移分別設計突變點剔除、低通濾波和形態學方法濾波對原始光電容積脈搏波進行抗干擾處理[9-10]。

圖1 系統的硬件設計框圖

3.1.1突變點剔除 原始光電容積脈搏波信號中，某時刻幅值發生突變引起信號不連續性的采樣點稱突變點。為剔除突變點，本研究設計五點查找代替法對原始光電容積脈搏波信號進行數字信號處理，算法處理過程框圖見圖2。

圖2 五點查找代替法處理框圖

3.1.2低通濾波器設計 原始PPG信號受到工頻噪聲等高頻信號的干擾，考慮到脈搏波信號頻率主要集中在0.1～10 Hz之間，為提高信噪比以提升系統可靠性，盡可能濾除高頻噪聲的同時較完整的保留有用信號，本研究設計截止頻率為11 Hz的低通濾波器對高頻噪聲進行濾除，幅頻響應特性見圖3。

3.1.3形態學濾波 設采樣得到的原始一維脈搏信號為f(n)，定義域為F={0，1…，N-1}，結構元素為g(n)，定義域為G={0，1…，M-1}，且M

圖3 低通濾波器幅頻響應特性

(1)

(2)

據此，由腐蝕與膨脹運算組成開、閉運算見式(3)和式(4)：

(fog)(n)=(fΘg○+g)(n)

(3)

(f·g)(n)=(f○+gΘg)(n)

(4)

一般閉運算用于填充細小空洞，實現平滑或抑制信號波谷噪聲；而開運算可用于斷開窄小的連接，消除微小的尖刺，濾除信號峰值噪聲，平滑信號邊界輪廓。常采用形態開、閉的級聯形式對信號進行處理[11]。傳統形態開-閉和閉-開運算以不同順序級聯開閉運算，定義見式(5)、(6)：

Foc(f，g)=fοg·g

(5)

Fco(f，g)=f·gοg

(6)

因形態閉運算的反擴展性和形態開運算的擴展性，式(5)、式(6)定義的兩種傳統的濾波器都存在統計偏移現象，即對于開-閉濾波器而言，最后的輸出幅度偏小；但對于閉-開濾波器而言，最后的輸出幅度偏大，在一般情況下，單獨使用得到的濾波效果都不是最佳的。欲有效地抑制采集到的脈搏信號中的不同噪聲，減小最終輸出的單向偏移，由兩種濾波器的平均組合形式，將形態開閉-閉開濾波器定義見式(7)：

Foc-co(f，g)=(fοg·g+f·gοg)/2

(7)

欲將統計偏移現象更深一層地減小，根據不同尺寸的結構元素，定義廣義開-閉和閉-開濾波器見式(8)、式(9)：

FOC(f,g1,g2)=fοg1·g2

(8)

FCO(f,g1,g2)=f·g1οg2

(9)

較傳統的形態濾波器，廣義形態濾波器能夠對信號中的各種噪聲進行有效的抑制。

為校正基線漂移，本研究通過尺寸不同的結構元素的開-閉和閉-開運算組合進行處理。首先，設原始脈搏血氧信號為x(n)，對受基線漂移干擾的x(n)進行廣義形態閉-開運算處理；然后將x(n)進行廣義形態開-閉運算處理；之后，再把以上兩個步驟的結果進行求和平均，得到基線分量；最后，將x(n)與基線作差，得到校正基線后的信號y(n)，形態學去除基線漂移框圖見圖4。

圖4 去除基線漂移框圖

系統采集的原始脈搏信號、經突變點剔除、低通濾波器及形態學濾波后的波形見圖5。其中，原始信號圖中圈出的部分為突變點，相比剔除前的信號，經過5點查找替代法處理后的信號，突變點基本被剔除；剔除突變點后的信后經過低通濾波器后，高頻噪聲被抑制，信號更平滑；而經過形態學濾波處理后，信號的基線更平穩。

3.2 PPG信號特征提取

3.2.1PPG極值點的判斷 計算血氧值的前提是求解PPG信號的交直流分量，而提取交直流分量須定位PPG信號的極值點，由此獲取包絡線，從而求得交直流分量以計算血氧飽和度值。

本研究設計差分閾值判斷法判定PPG極值點。首先將原始PPG信號進行差分運算，然后找尋差分信號的非0值，再進行極大值判定并保存極大值的位置和幅值信息。因相鄰峰值間存在一個谷值點，即極小值，故可從相鄰兩個極大值點的位置和幅值信息中找出極小值點，極值點判定圖見圖6。從圖6可見，信號中的極值點基本被查找出來，為后續獲取PPG信號包絡線做了準備。

3.2.2PPG信號包絡線 為求取PPG信號的交直流分量，須獲取信號包絡線，補充數據點將各個極值點進行連接。本研究采用曲線插值法，以極值點為信號基本點，原始信號數據點數為長度，對極值點進行曲線插值，填補缺失的包絡線數據，將數據點擴充到原始信號長度。信號包絡線上下值之差即交流分量，而上包絡線值對應直流分量，得到兩路交直流分量后，求解交直流分量比，進而可進行血氧飽和度的估算。本研究獲取的信號包絡線見圖7。

圖5各階段波形圖

Fig5Waveformofdifferentprocessingstages

圖6 PPG信號極值判斷

圖7 PPG信號包絡線

4 實驗結果

為驗證該系統的可行性，本研究采用歐姆龍透射式血氧儀與本系統對測試者同時進行檢測以分析該設計的準確性。其中，以歐姆龍透射式血氧儀測得數據作為真值，本設計測量數據為測值。在室溫25℃下，對年齡(19～35)各不相同5名男性和5名女性測試者分別在靜息狀態及適當運動后進行實驗，測試過程中，測試者保持平穩、端正的坐姿，避免身體過大幅度的晃動，測試者同時使用歐姆龍血氧儀以及本設計進行檢測，實驗所得血氧和脈率數據見表1。

表1 實驗測量數據

由表1知，本系統測得血氧值和脈率值與真值之間均保持較好的一致性，兩組數據的相對誤差均保持在3%以內，基本滿足臨床上要求誤差范圍在±3%以內要求。

5 結論

本研究結合光電反射式傳感器DCM03和血氧集成模擬前端AFE4490設計了一套基于反射式檢測方法的血氧測量系統，解決了透射式血氧測量設備受使用范圍限制的難題。實驗結果表明本系統性能穩定、便于攜帶且精度較高，具有一定的可靠性及參考價值。下一步工作的重點是進一步完善軟硬件設計，使系統穩定性和抗干擾的能力更強，實現系統的遠程監護和診斷功能，讓診斷更及時、監護工作更便捷。