專利名稱：交流分量的測量方法及測量裝置的制作方法
交流分量的測量方法及測量裝置
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)用血氧飽和度的測量方法及其裝置，尤其涉及計(jì)算 血氧時(shí)所需的交流分量的測量方法及測量裝置。背景技術(shù)：
目前，國內(nèi)外血氧飽和度測量裝置(也稱為血氧計(jì))通常用分光光度 法測量血氧飽和度，其中有透射光法和反射光法。均以朗伯一比爾定律和 光散射理論為基礎(chǔ)，利用還原血紅蛋白和氧合血紅蛋白的光吸收系數(shù)的差 別來進(jìn)行。朗伯一比爾定律是-
其中，/:透射光強(qiáng)；
、義射光強(qiáng)；
C:受光物質(zhì)溶液濃度；
":溶液受光路徑長度；
e:物質(zhì)的光吸收常數(shù)；
由上式推出
"稱光密度。由此公式己經(jīng)發(fā)現(xiàn)物質(zhì)的光吸收情況與其濃度的相關(guān)性， 這也正預(yù)示著由組織的光吸收情況推算組織內(nèi)部成分的可能性。
研究人員們又進(jìn)一步地研究了與血氧飽和度密切相關(guān)的兩大組分還 Hb (原血紅蛋白)和他02 (氧合血紅蛋白)的光吸收特性，發(fā)現(xiàn)了兩者的 顯著差別，如圖2所示，實(shí)線為Hb02光吸收系數(shù)曲線，虛線為Hb光吸收 系數(shù)曲線，由圖2可以看到，在波長為66Onm的可見紅光處HbO2的光吸收 系數(shù)僅為Hb的1/10，在805nm的紅外光處Hb與HbO2有一等吸收點(diǎn)，而在 940nm的紅外光區(qū)HbO2的光吸收系數(shù)則大于Hb。
在通常的檢測中，常用的紅外光波長為940nm左右，這一波長附近 Hb02 、 Hb的吸收率變化都比較平緩，誤差往往比較小。檢測脈搏血氧飽和 度的基本計(jì)算公式是-
<formula>formula see original document page 6</formula> ............................................. (10)
其中
沖^為脈搏血氧飽和度；<formula>formula see original document page 6</formula>
向
<formula>formula see original document page 6</formula>
<formula>formula see original document page 6</formula>分別為他02 、 Hb對660nm波長的紅光的吸收率；s3 、 ^分別為 Hb02 、 Hb對940nm波長的紅外光的吸收率。
由式(11)可知，R與血氧飽和度是一一對應(yīng)的。
<formula>formula see original document page 6</formula>
式中，、M為紅光最大透射光，7^為紅光最小透射光，"o為紅光入射光。 ^為紅外最大透射光，^為紅外最小透射光，7'。為紅外入射光。 對于紅光，
<formula>formula see original document page 6</formula>..............................(13)
當(dāng)脈動(dòng)量/直流量即(/^-)//^較小時(shí)， ln(1 — 7柳《) 7艦-；s脈動(dòng)量/直流量<formula>formula see original document page 6</formula>
所以R可以寫成如下形式
<formula>formula see original document page 6</formula>因此如果知道兩種透射光的一個(gè)完整脈搏波的波形就可以計(jì)算出R值。
基本結(jié)構(gòu)是包括血氧探頭和信號(hào)處理裝置，血氧探頭是一個(gè)采用發(fā)光二極管和光敏元件組成的傳感器。發(fā)光二極管提供兩種或兩種以上波長的 光，通常是紅光和紅外光。光敏元件的作用是把通過組織末端的帶有血氧 飽和度信息的光信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，并將此信號(hào)數(shù)字化。對于此數(shù)字量， 采用某種信號(hào)處理算法計(jì)算出的血氧飽和度?，F(xiàn)有技術(shù)中一種具體實(shí)施例 的結(jié)構(gòu)方框圖如圖l所示，包括電源電路、光電驅(qū)動(dòng)電路、信號(hào)放大處理
部分、A/D轉(zhuǎn)換電路、邏輯控制部分、單片機(jī)數(shù)據(jù)處理部分、串口通訊部 分。
脈搏式血氧計(jì)是利用脈搏波造成的人體組織末端內(nèi)動(dòng)脈血的搏動(dòng)，由 于氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白在紅光光譜區(qū)和紅外區(qū)的光學(xué)特性不同， 從而影響手指對紅光和紅外光的透光性，當(dāng)一定光強(qiáng)的紅光和紅外光加到 手指上時(shí)，通過分別檢測兩種波長的透射光強(qiáng)，可以通過手指對兩種光光 密度變化量的比值計(jì)算出氧合血紅蛋白的含量，從而計(jì)算出血氧飽和度。
從上面的公式可以得出，當(dāng)發(fā)光管固定后，公式(10)中只有R為變 量，在一段時(shí)間內(nèi)紅光與紅外光的直流分量也是比較穩(wěn)定的，而影響R的 主要因素為這兩路光的交流分量，所以只要計(jì)算出兩路光的交流分量就可 以計(jì)算血氧飽和度。傳統(tǒng)的計(jì)算交流分量比值的方法就是通過尋找兩路光 的最大值和最小值的方法得到的。但是，這種通過尋找最值來得出兩路光 交流分量的方法存在以下缺陷。1)當(dāng)被測病人在手術(shù)麻醉的情況下，病人 的脈搏波可能很弱，在此弱灌注的條件下，即使在血氧探頭的發(fā)光強(qiáng)度沒 有任何變化的情況，接收的信號(hào)經(jīng)常發(fā)生不規(guī)則的基線漂移，此類漂移是 非線性的，但是可以用多階的線性函數(shù)來近似，而且近似誤差在滿足測量 精度的條件下是可以忽略的。這種漂移在信號(hào)的頻譜中會(huì)出現(xiàn)很強(qiáng)的低頻 千擾，而當(dāng)其處于測量帶內(nèi)時(shí)，則其對血氧和脈搏計(jì)算會(huì)發(fā)生強(qiáng)烈干擾， 嚴(yán)重影響血氧計(jì)算導(dǎo)致很大的誤差。2)當(dāng)病人處于弱灌注的條件下，由于 信號(hào)非常微弱，因此信噪比很低。對此時(shí)波形的尋找非常困難，由于對脈 搏波波峰、波谷的尋找會(huì)出現(xiàn)誤差，因此得到的交直流的比值也可能是錯(cuò) 誤的，血氧及脈率的測量結(jié)果很難保證正確。3)由于對病人進(jìn)行血氧監(jiān)測 時(shí)，通常將血氧計(jì)的探頭綁縛在病人的腳上，病人會(huì)發(fā)生不自覺的運(yùn)動(dòng)， 尤其對于小兒和新生兒這種情況是經(jīng)常發(fā)生的，例如病人手指(或腳趾) 經(jīng)常會(huì)發(fā)生運(yùn)動(dòng)，導(dǎo)致手指(或腳趾)與傳感器之間的距離發(fā)生位移，導(dǎo) 致測量得到的病人脈搏波形很不穩(wěn)定，信噪比很低，如果采用現(xiàn)有方法測 量血氧，需要測量脈搏波形的交流成分，也就是要尋找脈搏波形中最大值和最小值，而運(yùn)動(dòng)情況下經(jīng)常導(dǎo)致對脈搏波形中的波峰和波谷的錯(cuò)誤尋找， 很難得到準(zhǔn)確的最值，從而使得此時(shí)的血氧測量的精度很差。如圖4所示， 運(yùn)動(dòng)條件下的脈搏波會(huì)發(fā)生基線漂移、脈沖噪音、階躍噪音等情況，此時(shí) 很難準(zhǔn)確地判斷兩路光的最值。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的主要目的就是為了解決上述問題，提供一種交流分量的測量 裝置及測量方法，消除兩路光透射波形中的非線性基線漂移，提高交流分 量的測量結(jié)果的準(zhǔn)確性。
本發(fā)明的次一 目的是提供一種交流分量的測量裝置及測量方法，減少 隨機(jī)噪音的影響，進(jìn)一步提高交流分量的測量結(jié)果的準(zhǔn)確性。
本發(fā)明的再一目的是提供一種交流分量的測量裝置及測量方法，既保 留前期測量的作用又兼顧測量的實(shí)時(shí)性。
為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提出了一種交流分量測量裝置，包括探頭， 包括發(fā)光管和受光管，所述發(fā)光管用于發(fā)射第一波長光和第二波長光，所 述受光管與發(fā)光管相對應(yīng)，用于接收第一波長光和第二波長光透射生物體
組織后的光強(qiáng)，并將接收的光強(qiáng)轉(zhuǎn)換為相應(yīng)的電信號(hào)；A/D轉(zhuǎn)換器，用于 將電信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；數(shù)據(jù)處理模塊，用于接收數(shù)字信號(hào)，并根據(jù)數(shù) 字信號(hào)所形成的第一波長光和第二波長光的脈搏波計(jì)算兩路光的交流分 量；其特征在于所述數(shù)據(jù)處理模塊包括擬合處理單元，用于對第一波長 光和第二波長光的脈搏波波形分別進(jìn)行擬合處理以消除非線性緩慢基線漂 移；交流分量計(jì)算單元，用于根據(jù)擬合處理后的第一波長光和第二波長光 的脈搏波計(jì)算交流分量。
所述數(shù)據(jù)處理模塊還進(jìn)一步包括微分單元，用于分別對由數(shù)字信號(hào) 所形成的第一波長光和第二波長光的脈搏波進(jìn)行微分；第一積分單元，用 于對微分后的第一波長光和第二波長光的脈搏波進(jìn)行積分;第二積分單元， 用于對第一次積分后的第一波長光和第二波長光的脈搏波分別進(jìn)行面積積 分；所述交流分量計(jì)算單元為除法單元，所述除法單元用于將第二次積分 后的第一波長光的面積積分值除以第二波長光的面積積分值，并將結(jié)果作 為第一波長光和第二波長光的交流分量的比值。
所述數(shù)據(jù)處理模塊還進(jìn)一步包括歸一化處理和中值濾波單元，所述歸 一化處理和中值濾波單元用于將微分后的第一波長光和第二波長光的脈搏 波分別進(jìn)行歸一化處理和中值濾波后輸出到第一積分單元。
所述數(shù)據(jù)處理模塊還進(jìn)一步包括迭加單元，所述迭加單元接收第二積
分單元的輸出，分別對經(jīng)第二次積分后的第一波長光和第二波長光的積分 值乘以一個(gè)遺忘因子后進(jìn)行加法迭代處理，并將結(jié)果輸出至除法單元，其 中遺忘因子大于0且小于1。
為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明還提出了一種測量交流分量的方法，包括以 下歩驟
Al 、分別采集第一波長光和第二波長光透射生物體組織的透射光強(qiáng)并
轉(zhuǎn)換為電信號(hào)；
Bl、將電信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；
Fl、分別對由數(shù)字信號(hào)形成的第一波長光和第二波長光透射下的脈搏 波數(shù)據(jù)進(jìn)行擬合處理以消除非線性基線漂移；
Gl、根據(jù)步驟Fl處理后的脈搏波波形計(jì)算第一波長光和第二波長光 交流分量的比值。
其中步驟F1包括以下步驟
Fll、根據(jù)對第一波長光和第二波長光的透射光強(qiáng)的采樣頻率和采樣 序列計(jì)算各自的漂移基線的擬合曲線系數(shù)矩陣；
F12、將第一波長光和第二波長光透射下的脈搏波波形減去相應(yīng)的擬 合曲線，得到消除非線性基線漂移的波形。
其中，在步驟B1之后、步驟F1之前還包括以下步驟
Cl、分別對由數(shù)字信號(hào)形成的第一波長光和第二波長光透射下的脈搏 波數(shù)據(jù)進(jìn)行微分以消除噪音；
Dl、將步驟C1處理后波形進(jìn)行積分以回復(fù)為脈搏波波形；
El、分別對步驟Dl處理后第一波長光和第二波長光透射下的脈搏波 的波形進(jìn)行面積積分；
在步驟G1中，將第一波長光的面積積分值和第二波長光的面積積分 值的比值作為第一波長光和第二波長光交流分量的比值。
其中，在步驟Cl中還包括對微分后的波形進(jìn)行歸一化和中值濾波的 步驟。
所述步驟Gl中，第一波長光的積分值和第二波長光的積分值的比值 優(yōu)選為
<formula>formula see original document page 9</formula>
其中，RedAe為第一波長光的積分值，IrAe為第二波長光的積分值， KedAC('、 IrAc。分別為第一波長光和第二波長光的本次積分結(jié)果，RedAC|、 IrAC1
分別為第一波長光和第二波長光的上一次積分計(jì)算得到的交流峰峰值結(jié) 果，HedAe',、 Ir^分別為第一波長光和第二波長光的前n次積分計(jì)算得到的
交流峰峰值結(jié)果，義為遺忘因子，且0〈義〈1。
本發(fā)明的有益效果是1)通過對弱灌注情況下的透射光的光強(qiáng)的波形 進(jìn)行擬合處理，消除了非線性基線漂移，提高了測量結(jié)果的準(zhǔn)確性。2)經(jīng) 過對透射光的光強(qiáng)的波形的微分和積分處理，使波形變得光滑，相當(dāng)于對 波形進(jìn)行了白化處理，消除了噪音中的非白噪音，通過對微分后的波形進(jìn) 行足夠長時(shí)間的面積積分，使噪音的積分趨近于零，消除了白噪音的干擾， 從而在弱灌注和運(yùn)動(dòng)條件下都能夠取得更好的測量效果。
本發(fā)明的特征及優(yōu)點(diǎn)將通過實(shí)施例結(jié)合附圖進(jìn)行詳細(xì)說明。

圖1為現(xiàn)有技術(shù)中血氧電路的方框圖2為還原血紅蛋白和氧合血紅蛋白在紅光和紅外光區(qū)的光吸收系
數(shù)；
圖3為組織吸光示意圖4為包含噪音的脈搏波波形；
圖5為包含基線漂移的脈搏波波形；
圖6為消除基線漂移的脈搏波波形；
圖7為包含階躍噪音的脈搏波波形；
圖8為微分后包含階躍噪音的脈搏波波形；
圖9為包含脈沖噪音的脈搏波波形；
圖10為微分后包含脈沖噪音的脈搏波波形；
圖11為圖4的波形微分后包含噪音的脈搏波波形；
圖12為包含基線漂移的脈搏波；
圖13為經(jīng)過擬和去掉基線漂移并且濾波后的脈搏波； 圖14為脈搏波波形積分圖； 圖15為本發(fā)明一種實(shí)施例的流程圖； 圖16為本發(fā)明一種實(shí)施例的結(jié)構(gòu)方框圖； 圖17為本發(fā)明一種實(shí)施例的系統(tǒng)流程圖。
具體實(shí)施方式
發(fā)射兩路光(通常為紅光和紅外光，本實(shí)施例中以紅光和紅外光為例 進(jìn)行說明)透射生物組織末端(例如腳部或手部)或其他部分，接收該兩 路光的光強(qiáng)，經(jīng)過模數(shù)轉(zhuǎn)換，測量得到的兩路光數(shù)據(jù)經(jīng)過歸一化后，可以
得到兩路光的直流比^"。歸一化后的血氧波形可以看作理想情況下的
Red dc
波形與噪音的合成，而理想情況下的血氧波形，無論紅光波形還是紅外光 波形，都可以看作是不同頻段的正弦波的合成
Red二a。cos(wt)+a,cos(2wt)+…十a(chǎn)『iCOS一)+nRed二Redsig+nRed …............(14)
Ir二boCOsOt)+b,cos(20t)+…+bn一,cos(，t)+n「Irsig+r^ .................. (15)
其中a。、 a'、…a『'為紅光頻譜第n階分量，Redsig為紅光中不包含 噪音的部分，但包含交流和直流的成分，nRed為紅光中的噪音成分，其中 包含了白噪音和非白噪音，b。、 b'、…b『i為紅外光頻譜第n階分量，Irsig 為紅外光中不包含噪音的部分，但包含交流和直流的成分，n"為紅外光 中的噪音成分，其中包含了白噪音和非白噪音。
其中的噪音成分可能由多種情況構(gòu)成，可能包括由于運(yùn)動(dòng)引起的基線 漂移噪音、突然抖動(dòng)引起的類似于階躍變化的噪音、以及高頻的噪音，其 波形如圖4所示。
下面分別說明如何通過微分、積分、擬合和面積積分去除這些噪音。
1、微分去除線性基線漂移
對式(14)、 (15)分別微分，
dRed —dRedsig+dnRed (16) dt dt dt
dlr — dlrsig +dnlr (17) dt dt dt
紅光或紅外光中的直流分量，微分后為零。如圖5所示的包含基線漂 移的脈搏波，由于血氧的計(jì)算都是采取一段時(shí)間內(nèi)的采用數(shù)據(jù)進(jìn)行的，在
此段時(shí)間內(nèi)的線性基線漂移，經(jīng)過微分后轉(zhuǎn)化為常量，則噪聲可以表示為:
%^COnStared+nRe; .................. (18)
dt
二 constn lr+n lr' .................. (19)
dt
其中，consta^是指紅光微分后的常數(shù)部分，omst!^是指紅外光微分后的常 數(shù)部分，因此，對于噪音微分后的常數(shù)部分，如圖6所示，可以通過歸--
化去除，即去掉了運(yùn)動(dòng)引起的基線漂移噪聲。
2、 微分消除階躍噪音
對于抖動(dòng)可能引起的介質(zhì)的突然擠壓，造成的階躍噪聲，如圖7所示，
則對其微分后，變?yōu)轭愃?函數(shù)的脈沖函數(shù)，如圖8所示，對此則可以^取3 點(diǎn)或5點(diǎn)的中值濾波法，即可消除階躍噪音。
3、 微分消除脈沖噪音
對于抖動(dòng)引起的采樣值突變，即類似于^函數(shù)的脈沖噪音，如圖9所示， 經(jīng)過數(shù)字化微分之后，變成正負(fù)雙脈沖的函數(shù)，如圖10所示，對此可以采 用5點(diǎn)中值加以濾波，消除脈沖噪音。
由上所述，經(jīng)過對脈搏波的微分和中值濾波處理之后，可以消除紅光 和紅外光脈搏波信號(hào)中的基線漂移、階躍噪音和脈沖噪音。
4、 通過積分回復(fù)波形。
圖4所示的包含噪音的脈搏波經(jīng)過上面的微分和中值函數(shù)濾波處理之 后，波形如圖ll所示，對(16)、 (17)式再進(jìn)行積分
J dt,〗 dt J dt
得'
其中n^d和r^為脈搏波噪音經(jīng)過白化處理后剩下的白噪音部分。 該次積分的作用是回復(fù)脈搏波波形，此時(shí)的波形已經(jīng)變得光滑，前述 對波形的微分處理相當(dāng)于對脈搏波進(jìn)行了白化處理，消除了噪音中的非白噪音。
5、擬和消除非線性緩慢基線漂移
擬和的原理就是得到任意曲線的低階近似，那么減去擬和近似之后， 剩下的就是高階信號(hào)。
d
d
I
d I
d
UH7
由于通常米用幾秒鐘的數(shù)據(jù)進(jìn)行血氧計(jì)算，而幾秒鐘的基線漂移通常 不會(huì)有很多的拐點(diǎn)。這里提出一種利用最小二乘進(jìn)行基線擬和的方法，實(shí) 際證明能夠很好的去除基線漂移。
如果采樣頻率為f^l/T ，采樣序列為T=[t。
t,…tn—了，紅光和紅外
光的采樣序列為Red二[m/。 m/,…re《—,〗1、 Ir=[ir。 ir, '"irn—,]T，如果 釆樣3階曲線擬和基線，3階線性方程的系數(shù)為C二[c。
C| c2 c3]T，則
<formula>formula see original document page 13</formula>
(22)
即[1 T T2 T3Jc=Red
得系數(shù)矩陣為C=[l T T2 T亇'Red .................. (23)
同理可以得到紅外光漂移的擬和曲線系數(shù)矩陣。
當(dāng)弱灌注數(shù)據(jù)存在漂移時(shí)，用采集數(shù)據(jù)減去此漂移基線的擬和曲線， 可以得到去除漂移的弱灌注數(shù)據(jù)。如圖12、 13所示，虛線為基線，在信號(hào) 處理前，采樣數(shù)據(jù)表現(xiàn)出非常大的基線漂移。經(jīng)過擬和減去基線漂移后， 弱灌注信號(hào)表現(xiàn)出脈搏波特性。
擬合處理還可以采用B樣條函數(shù)擬合也可以得到類似效果。
6、面積積分遞歸算法原理 分別對(20)、 (21)式積分，并得到比值
<formula>formula see original document page 13</formula>
如果在 -段時(shí)間內(nèi)的噪聲可以看作是白噪聲，則其積分為零，上式為
<formula>formula see original document page 13</formula>
根據(jù)面積比等于交流比，可計(jì)算出兩種光交流分量的比值。由此，只 要積分時(shí)間足夠長，噪音的積分趨近于零，此時(shí)可以由一段時(shí)間的積分?jǐn)?shù) 據(jù)來代替從波形中尋找最值得到的兩路光交流數(shù)據(jù)，并且由于這種方法消 除了噪聲的干擾，從而在運(yùn)動(dòng)條件下能夠取得良好的測量效果。圖14為脈 搏波的積分圖形。
以上是以一段時(shí)間內(nèi)受測對象的血氧飽和度不發(fā)生變化為假設(shè)前提 的，那么積分的時(shí)間越長則測量效果越好，結(jié)果越接近于真實(shí)情況。而當(dāng) 內(nèi)受測對象的血氧飽和度發(fā)生變化時(shí)，積分時(shí)間過長反而沒有好處，導(dǎo)致 測量靈敏度下降，考慮最為嚴(yán)重的情況，如果積分從測量開始就進(jìn)行包括 了所有的測量數(shù)據(jù)，則會(huì)發(fā)生數(shù)據(jù)飽和現(xiàn)象， 一段時(shí)間后新的測量數(shù)據(jù)已 經(jīng)對結(jié)果的影響很小了，從而削弱的實(shí)時(shí)測量的功能。
為解決上述問題，積分只在一段時(shí)間內(nèi)進(jìn)行，同時(shí)為保留前期測量的 作用而乂不使其過大，引入遺忘因子2。則兩路光交流分量的比值通過以下
公式計(jì)算求得-
Red AC —?jiǎng)tACu+義Red ACi +…+ /ln Red ACn IrAC +處八c, +…+義"IrAC
(26)
當(dāng)0<2<1時(shí)，經(jīng)過若干次迭代，前面的數(shù)據(jù)已經(jīng)沒有影響，根據(jù)經(jīng)驗(yàn)2 取0.8比較合理。
根據(jù)上述原理，測量交流分量的優(yōu)選包括以下步驟，如圖15所示 在歩驟20，分別采集第一波長光(例如紅光)和第二波長光(例如紅
外光)透射生物組織末端后的光強(qiáng)信號(hào)，將光信號(hào)轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，然后執(zhí)
行步驟21;
在歩驟21，將模擬的電信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，在步驟22，將該數(shù)字信 號(hào)分別形成脈搏波數(shù)據(jù)，然后執(zhí)行步驟23;
在歩驟23，分別對兩路光的脈搏波數(shù)據(jù)進(jìn)行微分處理，然后在歩驟24 中分別對微分處理后的數(shù)據(jù)進(jìn)行歸一化處理和中值濾波法處理，以消除噪 音中的非白噪音，中值濾波優(yōu)選采用5點(diǎn)中值濾波，然后執(zhí)行歩驟25;
在步驟25中，對歸一化處理和中值濾波后的兩路光的脈搏波數(shù)據(jù)分別 進(jìn)行第一次積分，其作用是回復(fù)脈搏波波形，然后執(zhí)行步驟26;
在步驟26，分別對兩路光透射下的脈搏波波形進(jìn)行最小二乘擬合以消 除非線性基線漂移。具體包括以下歩驟
根據(jù)對第一波長光和第二波長光的透射光強(qiáng)的采樣頻率和采樣序列
計(jì)算各自的漂移基線的擬合曲線系數(shù)矩陣；
將第-- 波長光和第二波長光透射下的脈搏波波形減去相應(yīng)的擬合曲線。
將兩路光的波形處理光滑后，根據(jù)波形計(jì)算血氧飽和度，優(yōu)選通過面 枳積分法計(jì)算，艮P:
在步驟27，分別對處理后的兩路光的脈搏波波形進(jìn)行第二次積分，該 次積分為面積積分，然后執(zhí)行步驟28;
在步驟28，根據(jù)兩路光的積分值計(jì)算血氧飽和度，具體可通過兩種方 法進(jìn)行， 一種方法是直接將兩路光的積分值相除，得出兩路光的交流分量 的比值，根據(jù)公式
[—?dú)wAC則DC — RedAC IrDC_ IrDC RedAC IrAC/IrDC 脇DC IrAC RedDC IrAC
計(jì)算出R值，再根據(jù)公式(10)，計(jì)算出脈搏血氧飽和度。
第二種方法是將兩路光的積分值分別將之前的積分值乘以一個(gè)遺忘因
子入后再與當(dāng)前的積分值迭代相加，然后再計(jì)算出比值，具體公式如下 Red AC — Red ACo+義Red AC' +...+An Red AC
其中，入為遺忘因子，且0<義<1，根據(jù)經(jīng)驗(yàn)，A=0.8，每次積分的時(shí) 間段優(yōu)選為2-3秒。
采用上述步驟不僅可以通過微分處理消除非白噪音，而且可以通過面 積積分消除白噪音。
上述步驟中，其中步驟26可以根據(jù)情況不需要，或設(shè)計(jì)在微分步驟前， 或微分步驟后，優(yōu)選在第一次積分步驟后。
計(jì)算血氧飽和度還可以通過波形法計(jì)算，即根據(jù)微分處理后的波形， 査找出兩路光的波形的最大值和最小值的方法計(jì)算血氧飽和度，該方法是 現(xiàn)有技術(shù)，不再詳細(xì)說明。
實(shí)現(xiàn)以上方法的一種較佳的裝置的結(jié)構(gòu)如圖16所示，包括順序連接 的探頭、放大電路、A/D轉(zhuǎn)換器、微分單元、歸一化處理和中值濾波單元、 第一積分單元、擬合單元、第二積分單元、迭加單元和交流分量計(jì)算單元。 探頭包括發(fā)光管和受光管，發(fā)光管用于發(fā)射第一波長光(例如紅光)和第 二波長光(例如紅外光)，受光管與發(fā)光管相對應(yīng)，用于在第一波長光和第 二波長光透射生物體組織末端后接收相應(yīng)的光，并將接收的光強(qiáng)轉(zhuǎn)換為相 應(yīng)的電信號(hào)；放大電路用于將電信號(hào)進(jìn)行放大處理；A/D轉(zhuǎn)換器用于將電
信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；微分單元，用于對第一波長光和第二波長光的脈搏 波進(jìn)行微分；歸一化處理和中值濾波單元用于將微分后的第一波長光和第
二波長光的脈搏波分別進(jìn)行歸一化處理和中值濾波后輸出到第一積分單
元；第一積分單元用于對微分后的第一波長光和第二波長光的脈搏波進(jìn)行 積分；擬合處理單元用于對微分第一波長光和第二波長光透射下的脈搏波 波形分別進(jìn)行最小二乘擬合以消除非線性緩慢基線漂移；第二積分單元用 于對第一次積分后的第一波長光和第二波長光的脈搏波分別進(jìn)行面積積 分；迭加單元接收第二積分單元的輸出，分別對經(jīng)第二次積分后的第一波 長光和第二波長光的積分值乘以一個(gè)遺忘因子后進(jìn)行加法迭代處理，并將 結(jié)果輸出至交流分量計(jì)算單元，其中遺忘因子大于0且小于1;交流分量 計(jì)算單元用于將第二次積分后的第一波長光的積分值除以第二波長光的積
分值，將結(jié)果作為兩路光的交流分量的比值。
上述實(shí)施例中，微分單元、歸一化處理和中值濾波單元、第一積分單 元、擬合處理單元和交流分量計(jì)算單元可以設(shè)計(jì)在單片機(jī)中，也可以集成 在其他半導(dǎo)體芯片中。
根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)的實(shí)現(xiàn)流程圖如圖17所示-
1. 系統(tǒng)上電后，先進(jìn)行硬件初始化，CPU系統(tǒng)自檢，和程序初始化; 完成以上過程后進(jìn)入核心控制模塊；
2. 測量模塊實(shí)時(shí)采集數(shù)據(jù)，測量得到的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)到數(shù)據(jù)緩沖區(qū)，作 為核心算法進(jìn)行數(shù)據(jù)處理計(jì)算血氧、脈率參數(shù)的基礎(chǔ)；
3. 控制模塊根據(jù)測量值，在各個(gè)狀態(tài)中對硬件進(jìn)行不同的控制，并 控制AD采樣，包括內(nèi)部AD和外部AD，即圖中的模擬信號(hào)輸入采樣模塊。 以及對發(fā)光管驅(qū)動(dòng)電流的控制，對偏置電路及增益的控制；
4. 核心算法模塊，分別通過對脈搏波的微分處理消除非白噪音，同 時(shí)計(jì)算脈率，再通過積分遞歸算法計(jì)算血氧飽和度。
權(quán)利要求
1.一種交流分量測量裝置，包括探頭，包括發(fā)光管和受光管，所述發(fā)光管用于發(fā)射第一波長光和第二波長光，所述受光管與發(fā)光管相對應(yīng)，用于接收第一波長光和第二波長光透射生物體組織后的光強(qiáng)，并將接收的光強(qiáng)轉(zhuǎn)換為相應(yīng)的電信號(hào)；A/D轉(zhuǎn)換器，用于將電信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；數(shù)據(jù)處理模塊，用于接收數(shù)字信號(hào)，并根據(jù)數(shù)字信號(hào)所形成的第一波長光和第二波長光的脈搏波計(jì)算兩路光的交流分量；其特征在于所述數(shù)據(jù)處理模塊包括擬合處理單元，用于對第一波長光和第二波長光的脈搏波波形分別進(jìn)行擬合處理以消除非線性緩慢基線漂移；交流分量計(jì)算單元，用于根據(jù)擬合處理后的第一波長光和第二波長光的脈搏波計(jì)算交流分量。
2. 如權(quán)利要求1所述的交流分量測量裝置，其特征在于所述數(shù)據(jù)處理模 塊還包括微分單元，用于分別對由數(shù)字信號(hào)所形成的第一波長光和第二波長光 的脈搏波進(jìn)行微分；第一積分單元，用于對微分后的第一波長光和第二波長光的脈搏波進(jìn) 行積分； '第二積分單元，用于對第一次積分后的第一波長光和第二波長光的脈 搏波分別進(jìn)行面積積分；所述交流分量計(jì)算單元為除法單元，所述除法單元用于將第二次積分 后的第 -波長光的面積積分值除以第二波長光的面積積分值，并將結(jié)果作 為第一波長光和第二波長光的交流分量的比值。
3. 如權(quán)利要求2所述的交流分量測量裝置，其特征在于所述數(shù)據(jù)處理模 塊還包括歸一化處理和中值濾波單元，所述歸一化處理和中值濾波單元用 于將微分后的第一波長光和第二波長光的脈搏波分別進(jìn)行歸一化處理和 中值濾波后輸出到第一積分單元。
4. 如權(quán)利要求3所述的交流分量測量裝置，其特征在于所述數(shù)據(jù)處理模 塊還包括迭加單元，所述迭加單元接收第二積分單元的輸出，分別對經(jīng)第 二次積分后的第一波長光和第二波長光的積分值乘以一個(gè)遺忘因子后進(jìn) 行加法迭代處理，并將結(jié)果輸出至除法單元，其中遺忘因子大于o且小于
5. —種測量交流分量的方法，其特征在于包括以下步驟Al 、分別采集第一波長光和第二波長光透射生物體組織的透射光強(qiáng)并 轉(zhuǎn)換為電信號(hào)；Bl、將電信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；Fl、分別對由數(shù)字信號(hào)形成的第一波長光和第二波長光透射下的脈搏 波數(shù)據(jù)進(jìn)行擬合處理以消除非線性基線漂移；Gl、根據(jù)步驟Fl處理后的脈搏波波形計(jì)算第一波長光和第二波長光 交流分量的比值。
6. 如權(quán)利要求5所述的測量交流分量的方法，其特征在于步驟F1包括 以下步驟Fll、根據(jù)對第一波長光和第二波長光的透射光強(qiáng)的采樣頻率和采樣 序列計(jì)算各自的漂移基線的擬合曲線系數(shù)矩陣；F12、將第一波長光和第二波長光透射下的脈搏波波形減去相應(yīng)的擬 合曲線，得到消除非線性基線漂移的波形。
7. 如權(quán)利要求5或6所述的測量交流分量的方法，其特征在于在步驟 Bl之后、步驟F1之前還包括以下步驟Cl、分別對由數(shù)字信號(hào)形成的第一波長光和第二波長光透射下的脈搏 波數(shù)據(jù)進(jìn)行微分以消除噪音；Dl、將步驟C1處理后波形進(jìn)行積分以回復(fù)為脈搏波波形；El、分別對步驟Dl處理后第一波長光和第二波長光透射下的脈搏波 的波形進(jìn)行面積積分；在歩驟G1中，將第一波長光的面積積分值和第二波長光的面積積分 值的比值作為第一波長光和第二波長光交流分量的比值。
8. 如權(quán)利要求7所述的測量交流分量的方法，其特征在于在步驟C1中 還包括對微分后的波形進(jìn)行歸一化和中值濾波的步驟。
9. 如權(quán)利要求8所述的測量交流分量的方法，其特征在于所述步驟G1中，第一波長光的積分值和第二波長光的積分值的比值為 Red AC —?dú)wACo+臉d AC|+…+ /ln Red ACnIrAC frAC,)+化Ad+…+義Xc。其中，RedAe為第一波長光的積分值，IrAe為第二波長光的積分值，RedAC"、 ^c"分別為第一波長光和第二波長光的本次積分結(jié)果，RedAC'、 ^d分別為 第一波長光和第二波長光的上一次積分計(jì)算得到的交流峰峰值結(jié)果，RedA" 、 分別為第一波長光和第二波長光的前n次積分計(jì)算得到的交流 峰峰值結(jié)果，2為遺忘因子，且0〈義〈1。
10. 如權(quán)利要求9所述的測量交流分量的方法，其特征在于所述^=0. 8， 所述每次積分的時(shí)間段為2-3秒。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種交流分量的測量裝置及方法，包括以下步驟A1.分別采集第一波長光和第二波長光透射生物體組織的透射光強(qiáng)并轉(zhuǎn)換為電信號(hào)；B1.將電信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)；F1.分別對由數(shù)字信號(hào)形成的第一波長光和第二波長光透射下的脈搏波數(shù)據(jù)進(jìn)行擬合處理以消除非線性基線漂移；G1.根據(jù)步驟F1處理后的脈搏波波形計(jì)算第一波長光和第二波長光交流分量的比值。本發(fā)明提高了測量結(jié)果的準(zhǔn)確性，適用于弱灌注和運(yùn)動(dòng)條件下交流分量的測量。
文檔編號(hào)G06F19/00GK101099677SQ20061006160
公開日2008年1月9日 申請日期2006年7月7日 優(yōu)先權(quán)日2006年7月7日
發(fā)明者旭 張, 旭 李, 李樹楠 申請人:深圳邁瑞生物醫(yī)療電子股份有限公司