基于反射式检测方法的血氧测量研究*

甘永进，李琼△,郑金存△，杨小凤,甘国妹,蒋曲博

(1.玉林师范学院 电子与通信工程学院，广西 玉林 537000; 2. 桂林电子科技大学 电子工程与自动化学院，广西 桂林 541004)

1 引 言

血氧饱和度(SPO2)是健康状况评估的重要生理参数。较传统的有创检测方法，基于光电式的血氧饱和度检测不需采血，避免生理疼痛，快速、可连续监测，受到普遍青睐[1]。其中基于透射式检测方法的血氧仪发展较为成熟，在临床中得到推广。但受透射式光电传感器的限制，不能对额头、腹部等部位进行检测[2]，且长时间的测量会使检测部位受到压迫而带来测量误差。而基于反射式检测方法的血氧仪可避免测量部位受限，但因反射式血氧脉搏信号较微弱，易受到干扰，对系统的可靠性带来影响。本研究基于反射式检测方法，选用光电反射式传感器DCM03结合血氧模拟前端AFE4490实现对光电容积脉搏波(PPG)的采集，取代了传统分立元件搭建系统的复杂的外围模拟电路设计，不但完成脉搏血氧信号的采集、预处理和显示，也使整个系统的体积小便于携带，功耗更低。设计突变点剔除算法、低通滤波器以及形态学滤波分别对突变点、高频随机噪声和基线漂移进行抑制，设计差分阈值判断极值点后通过曲线插值的方法补充PPG信号包络线并获取信号交直流分量以进行血氧值的计算，实验证明，系统计算量小、实效性高，有一定的可靠性，对生理健康检测及评估设备(如血氧仪、心电计、肝储备功能)[3]的研制提供一定参考依据。

2 硬件设计

指尖脉搏波采集系统的设计结合了反射式脉搏传感器DCM03和血氧模拟前端AFE4490[4-6]，其中，DCM03在一块单片上集成了双波长发射器(LED，波长905 nm红外光/660 nm红光)和高灵敏度的光电二极管(PD)接收器，而AFE4490在一块单片上集成探头驱动模块、时序控制模块、AD转换模块、放大滤波模块和I-V转换模块以及可控制LED开路和短路检测的LED故障诊断电路等，将传统血氧饱和度检测必须的模块全部集成在一个体积很小的单片上，摈弃了传统的外围电路[7]设计，避免使用分立元件带来的系统体积庞大，电路调试困难、耗能大、便携性差的缺点。由AFE4490的LED传输通道时序控制DCM03双波长光发射器的发光频率和发光强度，双波长发光管发出光线照射到手指后在组织表面发生漫反射，DCM03的光接收器采集部分的反射信号即指尖血液的光感应信号，将光信号转变为电流信号，再由集成模拟前端AFE4490的PD接收通道进行I-V转换、初步放大、光电信号矫正、滤波处理以及A/D转换等操作得到脉搏波数字信号[8]，最后由SPI接口输出至MCU模块进行如数字信号处理、提取信号交流分量以及计算参数等后续处理。指尖脉搏信号采集系统框图见图1。

3 软件设计

3.1 PPG抗干扰处理算法

系统采集到的原始光电容积脉搏波PPG信号受到各种噪声的干扰，信噪比较低，对后续特征提取以及血氧计算的准确性带来影响，故须对原始PPG信号进行数字信号处理以获得完整性好、信噪比高的光电容积脉搏波数字信号。本研究针对信号突变点、高频随机噪声以及基线漂移分别设计突变点剔除、低通滤波和形态学方法滤波对原始光电容积脉搏波进行抗干扰处理[9-10]。

图1 系统的硬件设计框图

3.1.1突变点剔除 原始光电容积脉搏波信号中，某时刻幅值发生突变引起信号不连续性的采样点称突变点。为剔除突变点，本研究设计五点查找代替法对原始光电容积脉搏波信号进行数字信号处理，算法处理过程框图见图2。

图2 五点查找代替法处理框图

3.1.2低通滤波器设计 原始PPG信号受到工频噪声等高频信号的干扰，考虑到脉搏波信号频率主要集中在0.1～10 Hz之间，为提高信噪比以提升系统可靠性，尽可能滤除高频噪声的同时较完整的保留有用信号，本研究设计截止频率为11 Hz的低通滤波器对高频噪声进行滤除，幅频响应特性见图3。

3.1.3形态学滤波 设采样得到的原始一维脉搏信号为f(n)，定义域为F={0，1…，N-1}，结构元素为g(n)，定义域为G={0，1…，M-1}，且M

图3 低通滤波器幅频响应特性

(1)

(2)

据此，由腐蚀与膨胀运算组成开、闭运算见式(3)和式(4)：

(fog)(n)=(fΘg○+g)(n)

(3)

(f·g)(n)=(f○+gΘg)(n)

(4)

一般闭运算用于填充细小空洞，实现平滑或抑制信号波谷噪声；而开运算可用于断开窄小的连接，消除微小的尖刺，滤除信号峰值噪声，平滑信号边界轮廓。常采用形态开、闭的级联形式对信号进行处理[11]。传统形态开-闭和闭-开运算以不同顺序级联开闭运算，定义见式(5)、(6)：

Foc(f，g)=fοg·g

(5)

Fco(f，g)=f·gοg

(6)

因形态闭运算的反扩展性和形态开运算的扩展性，式(5)、式(6)定义的两种传统的滤波器都存在统计偏移现象，即对于开-闭滤波器而言，最后的输出幅度偏小；但对于闭-开滤波器而言，最后的输出幅度偏大，在一般情况下，单独使用得到的滤波效果都不是最佳的。欲有效地抑制采集到的脉搏信号中的不同噪声，减小最终输出的单向偏移，由两种滤波器的平均组合形式，将形态开闭-闭开滤波器定义见式(7)：

Foc-co(f，g)=(fοg·g+f·gοg)/2

(7)

欲将统计偏移现象更深一层地减小，根据不同尺寸的结构元素，定义广义开-闭和闭-开滤波器见式(8)、式(9)：

FOC(f,g1,g2)=fοg1·g2

(8)

FCO(f,g1,g2)=f·g1οg2

(9)

较传统的形态滤波器，广义形态滤波器能够对信号中的各种噪声进行有效的抑制。

为校正基线漂移，本研究通过尺寸不同的结构元素的开-闭和闭-开运算组合进行处理。首先，设原始脉搏血氧信号为x(n)，对受基线漂移干扰的x(n)进行广义形态闭-开运算处理；然后将x(n)进行广义形态开-闭运算处理；之后，再把以上两个步骤的结果进行求和平均，得到基线分量；最后，将x(n)与基线作差，得到校正基线后的信号y(n)，形态学去除基线漂移框图见图4。

图4 去除基线漂移框图

系统采集的原始脉搏信号、经突变点剔除、低通滤波器及形态学滤波后的波形见图5。其中，原始信号图中圈出的部分为突变点，相比剔除前的信号，经过5点查找替代法处理后的信号，突变点基本被剔除；剔除突变点后的信后经过低通滤波器后，高频噪声被抑制，信号更平滑；而经过形态学滤波处理后，信号的基线更平稳。

3.2 PPG信号特征提取

3.2.1PPG极值点的判断 计算血氧值的前提是求解PPG信号的交直流分量，而提取交直流分量须定位PPG信号的极值点，由此获取包络线，从而求得交直流分量以计算血氧饱和度值。

本研究设计差分阈值判断法判定PPG极值点。首先将原始PPG信号进行差分运算，然后找寻差分信号的非0值，再进行极大值判定并保存极大值的位置和幅值信息。因相邻峰值间存在一个谷值点，即极小值，故可从相邻两个极大值点的位置和幅值信息中找出极小值点，极值点判定图见图6。从图6可见，信号中的极值点基本被查找出来，为后续获取PPG信号包络线做了准备。

3.2.2PPG信号包络线 为求取PPG信号的交直流分量，须获取信号包络线，补充数据点将各个极值点进行连接。本研究采用曲线插值法，以极值点为信号基本点，原始信号数据点数为长度，对极值点进行曲线插值，填补缺失的包络线数据，将数据点扩充到原始信号长度。信号包络线上下值之差即交流分量，而上包络线值对应直流分量，得到两路交直流分量后，求解交直流分量比，进而可进行血氧饱和度的估算。本研究获取的信号包络线见图7。

图5各阶段波形图

Fig5Waveformofdifferentprocessingstages

图6 PPG信号极值判断

图7 PPG信号包络线

4 实验结果

为验证该系统的可行性，本研究采用欧姆龙透射式血氧仪与本系统对测试者同时进行检测以分析该设计的准确性。其中，以欧姆龙透射式血氧仪测得数据作为真值，本设计测量数据为测值。在室温25℃下，对年龄(19～35)各不相同5名男性和5名女性测试者分别在静息状态及适当运动后进行实验，测试过程中，测试者保持平稳、端正的坐姿，避免身体过大幅度的晃动，测试者同时使用欧姆龙血氧仪以及本设计进行检测，实验所得血氧和脉率数据见表1。

表1 实验测量数据

由表1知，本系统测得血氧值和脉率值与真值之间均保持较好的一致性，两组数据的相对误差均保持在3%以内，基本满足临床上要求误差范围在±3%以内要求。

5 结论

本研究结合光电反射式传感器DCM03和血氧集成模拟前端AFE4490设计了一套基于反射式检测方法的血氧测量系统，解决了透射式血氧测量设备受使用范围限制的难题。实验结果表明本系统性能稳定、便于携带且精度较高，具有一定的可靠性及参考价值。下一步工作的重点是进一步完善软硬件设计，使系统稳定性和抗干扰的能力更强，实现系统的远程监护和诊断功能，让诊断更及时、监护工作更便捷。