优秀毕业设计（论文）：数字式脉搏血氧仪设计.doc

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1、 毕业设计(论文)数字式脉搏血氧仪设计系 别自动化工程系专 业生物医学工程班 级50616姓 名常衍春指导教师贺忠海2010 年 6 月 10 日摘 要 脉搏血氧仪是一种可连续、无创、方便地检测动脉血氧饱和度的仪器。由于其在系统设计和信号处理方法上存在的缺陷,使它在测量的精度、重复性、稳定性等方面还存在需要探讨和完善的地方。本课题提出了基于动态光谱的脉搏血氧测量原理，并且在该原理的指导下，设计了一套数字化脉搏血氧检测系统。系统采用纯数字芯片设计，提高了系统稳定性和重复性。系统采用数字滤波和数字解调的方法，用软件提取光电脉搏波信号。并在动态光谱原理基础上，根据推导出的算法，获得了高精度的脉搏血氧

2、饱和度测量值。本课题的创新与主要工作体现在以下方面：（1）通过分析传统脉搏血氧测量原理引起的测量误差，在理论上推导出实现高精度脉搏血氧测量的方法基于动态光谱方法的脉搏血氧测定法，这种方法在原理上可以消除由于测量条件及个体差异等多方面因素对测量精度的影响。（2）针对传统的脉搏血氧饱和度检测系统中因模拟电路复杂而引起的系统稳定性和重复性差的问题，本文提出了数字化的设计思想，根据动态光谱测量原理采用现代微处理器、集成电路技术，设计了脉搏波信号的检测、采集及处理系统。提高了系统稳定性和可重复性，降低了由于模拟电路不稳定所造成的系统测量误差。（3）采用数字解调的方法对采样的数字信号解调为双路光信号，并用

3、软件提取光电脉搏波。在动态光谱理论的基础上，对光电脉搏波信号进行时域频域转换，所得到基波分量用于血氧饱和度计算，获得了高精度的脉搏血氧饱和度测量值。 本系统在硬件方面设计了以MSP430为核心的信号检测和采集系统，并结合了双波长频分法和过采样技术，在提高分辨率和信噪比的同时，大大简化了硬件电路。并利用数字滤波和数字解调的数据处理方法，完成双路信号分离。研究了容积脉搏波的软件提取和检出，并在通过傅立叶变换得到光电脉搏波的基波分量，用于血氧饱和度计算。关键词：血氧饱和度，脉搏血氧测定法，动态光谱，硬件设计，软件设计Digital pulse oximeter designAuthor：Chang

4、YanchunTutor：He ZhonghaiABSTRACTPulse oximetry is a reliable, arterial, noninvasive easy continuously determining oxygen saturation to use means in virtually of any setting. Because there are still several drawbacks in the design of the pulse oximetry system and its signal processing, the system nee

5、ds improving in accuracy, repetition and stability. This system is proposed based on dynamic spectroscopy measuring principle, and in this principle, under the guidance of a set of digital pulse oximetry test system. System adopts digital chip design to improve the system stability and repeatability

6、. System using digital filter and digital demodulation method, using photoelectric pulse wave signal extracted by software. And with dynamic spectroscopy, based on the principle of the algorithm is deduced, the pulse of the high-precision measurements oxygen saturation. This subject mainly embodies

7、the innovation and work in the following respects:First, the measuring principle of the pulse oximeter is based on traditional test method. Its accuracy is not gratifying due to various factors influencing the measurement result, such as the principle, measuring condition and individual discrepancy.

8、 In this system a new pulse oximetry based on dynamic spectroscopy (DS) is introduced, it can promote the accuracy of the pulse oximeter evidently. The dynamic spectroscopy method is able to eliminate the interference of the individual discrepancy and measuring condition in principle. This new metho

9、d can eliminate the measurement error of pulse oximetry theoretically.Secondly the pulse of the traditional testing system of oxygen saturation because of complex analog caused poor stability of the system, this system puts forward the design thought according to the digitization of dynamic spectros

10、copy measurement principle adopts modern microprocessor, integrated circuit technology, the design of the pulse wave signal detection and collection system. We use the microprocessor driven directly by certain wavelengths of light emitting diode; receiving tube will receive light signals into electr

11、ical signals, high frequency converter by the direct current, pulse wave signal carry photoelectric instead of digital signal, the hardware circuit and AC drive circuit source separation circuit. Reuse digital filter to replace filter circuits, analog circuits to save a part of signal and system thi

12、s filter system stability and repeatability, reduced due to the instability of analog circuit is caused by the measurement error of the system. Finally, using digital demodulation method to sample signal demodulation of digital signal, the dual light for extracting photoelectric pulse wave by softwa

13、re. On the basis of the theory of dynamic spectroscopy, conversing photoelectric pulse wave signal from frequency to division and the component be used in the blood oxygen saturation calculation. In this system, the hardware design MSP430 as the core to signal detection and collection system, combin

14、ing with the dual wavelength frequency division method of sampling technology and in improving the resolution and signal-to-noise ratio, greatly simplified the hardware circuit. Use digital filter and digital demodulation of the data processing method to double signal separation. Study the volume of

15、 pulse wave extraction from the software, and through a Fourier transform of photoelectric pulse wave get component for the blood oxygen saturation.KEY WORDS： Oxygen saturation, pulse oximetry, dynamic spectroscopy, hardware design, software design目 录1 绪 论11.1 血氧饱和度的概念及其生理意义11.2 脉搏血氧饱和度测量仪的发展历程21.3

16、脉搏血氧饱和度测量仪的现状31.4 本系统的研究意义及主要内容42 脉搏血氧饱和度的测量理论基础及动态光谱理论62.1 光电容积脉搏波的产生原理62.1.1 脉搏波的产生原理62.1.2 光电容积脉搏波描记法（PPG）原理72. 2 脉搏血氧饱和度测量的理论基础与算法82.2.1 郎伯比尔(Lambert-Beer)定律及应用82.2.2 离体血氧饱和度测量原理92.2.3 传统脉搏血氧测定法122.3 基于动态光谱的脉搏血氧检测原理132.3.1 修正的朗伯比尔定律132.3.2 动态光谱理论132.3.3 基于DS的脉搏血氧测量原理142.3.4 基于DS的脉搏血氧算法与传统算法精度比较1

17、53 基于DS的脉搏血氧检测系统的数字化实现方法173.1 传统脉搏血氧仪测量系统回顾173.2 基于DS的脉搏血氧测量系统的系统硬件组成183.2.1 总体设计思想与系统构成183.2.2 基于MSP430系统平台的外围电路设计193.2.2.1 光源及其驱动电路的设计193.2.2.2 电路板及各芯片的电源设计223.2.2.3 串口设计及外USB座的设计233.2.2.4 外接存储设备设计及锂电池充电管理设计243.2.2.5 液晶模块及其驱动电路设计263.2.3 基于MSP430平台系统的设计263.3 基于DS的脉搏血氧仪的数字化测量方法313.3.1 双波长频分测量法及信号的数字

18、解调314 系统软件设计344.1 Embedded Workbench开发平台和调试器C-SPY的简单介绍344.2 初始化程序354.3 主程序设计374.4 按键和显示程序设计394.5 系统误差分析41总结43致谢44参考文献45附录46附录A：英文翻译46附录B：系统整体原理图设计501 绪 论1.1 血氧饱和度的概念及其生理意义 足够的氧是所有生命活动的物质基础。生命的基本过程就是机体细胞摄入氧排出二氧化碳产生能量的过程。人体吸入氧气，在肺部的肺泡内与毛细血管进行气体交换。氧分子和血红蛋白分子能进行可逆的结合，血红蛋白由氧合血红蛋白(HbO2）和还原血红蛋白(Hb)组成。当组织得不

19、到充足的氧，或不能充分利用氧时，组织的代谢、机能、甚至形态结构都可能发生异常变化，这一病理过程称为缺氧。就整体而言，成年人体需氧量约为250ml/min，而体内贮存的氧仅1.5L。一旦呼吸心跳停止，数分钟内就可能死于缺氧。缺氧是临床极常见的病理过程，是多种疾病引起死亡的最重要的直接原因。常用的血氧指标有： 氧分压:为溶解于血液的氧所产生的张力。动脉血氧分压正常约为100mmHg，取决于吸入气体的氧分压和肺的呼吸功能，静脉血氧分压正常40mmHg，它可反映内呼吸状况。 氧容量:为l00ml血液中血红蛋白(Hb)为氧充分饱和时的最大带氧量，应等于l.34mL/gHb(g%)，它取决于血液中Hb的质

20、(与氧结合的能力)和量。血氧容量正常约为20ml%。 氧含量:为l00ml血液中血红蛋白实际的带氧量。主要是血红蛋白实际结合的氧，极小量溶解于血浆的氧(仅有0.3ml%)。与氧结合的血红蛋白称为氧合血红蛋白（HbO2），与氧离解的血红蛋白称为还原血红蛋白。血氧饱和度(SaO2)是指血液中血红蛋白实际结合的氧气氧含量占血液中血红蛋白所能结合氧气的最大量(氧容量)的百分比。因此，血氧饱和度的定义可表示为： (1-1)式中CHbO2和CHb分别表示组织中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓度，SaO2表示血氧饱和度值，之后采用的SPO2表示利用脉搏血氧仪所测得的血氧饱和度的值。脉搏血氧饱和度测量仪己经在临

21、床实践中得到了广泛地应用，成为一种不可缺少的临床诊断设备。脉搏血氧饱和度测量仪的便于操作和非介入式的实时测量，己经使其基本上取代了通过采血体外测量血氧饱和度的方法。血氧测量仪可以进行连续的氧合估计，特别是在对危急病人的手术当中，它能快速提供血氧信息，没有动脉插孔方法所带来的潜在危险。在急救病房里，如果血氧饱和度能被血氧测量仪连续监测的话，通气就能安全迅速地交替进行。在对需要连续辅助氧治疗的病人的治疗过程中，脉搏血氧测量仪经常用于决定氧的需要量。对有慢性阻碍性气管疾病的病人，因怀疑有睡眠呼吸暂停综合症或者夜间低氧饱和度，常需要血氧测量仪进行睡眠氧饱和度研究。由于新生儿采血很困难，血量也有限，因此

22、无损伤性血氧测量仪对新生儿的监测非常有用，通过调整氧疗，可避免对脑、肺、眼的损害。现代脉搏血氧测量仪可按不同病情设置不同的报警限，任何因素所致的呼吸暂停、心率减慢或心率加快以及氧合改变均可以及时发现，是极有用的监测医疗设备。1.2 脉搏血氧饱和度测量仪的发展历程脉搏血氧测量仪是一种不需要穿透血管的情况下，连续测量人体内动脉血氧饱和度的光电测量仪器。脉搏血氧饱和度测量仪的发展己有很长的历史。基于Lambert-Beer定律的血氧饱和度测量的研制可以追溯到十九世纪。Lambert-Beer定律描述了光的传播与光密度的关系。Bunsen和Kirchhoff于1860年改进分光光度计和随后不久Stok

23、es和Hoppe-Seyler对血色素的氧气运输功能的阐述，为血氧饱和度测量的发展铺平了道路。1932年，Nicolai和Kramer这两位科学家研制接近于现今使用的脉搏血氧饱和度测量仪。1935年，Matthes研制了第一个双波长的耳部血氧测量探头。但这种设备测量缓慢，需要频繁地校准，需要大量的辅助设备，并且不能有效的区分动脉和静脉血流。这种早期设备采用红光和绿光作为光源，改进后改用红光和红外光，提高了该设备的测量精确度。 1942年，Millikan使用一个加温的耳部探头的脉搏血氧饱和度测量仪对飞行员在大的重力条件下发生短时丧失知觉的现象进行研究。Millikan将脉搏血氧饱和度测量仪装备

24、在飞机上。1949年，Wood重新设计了脉搏血氧仪，给它加了一个气囊，气囊的作用是将耳部的血液挤走以获得绝对零点来改进血氧饱和度测量的准确性。当气囊放气时，血液重新灌注到测量点，这样可以得到一个零点和一个峰值，进而计算出血氧饱和度的值。这种设备由于光源稳定要求较高，没有应用于临床实践中。Wood采用的这种无损检测血氧饱和度的方法在50年代成为种最佳的方法，如Water01100A型血氧计，血氧饱和度测量范围60-100%时，精度超过2.98%。这种方法采用两种波长，对红外光和红光的吸收进行测量，要求满足两个条件：“无血条件”，即施加约200mmHg的压力把血从耳垂部挤走；正常的血流，即用透照光

25、使耳垂动脉化。在第一个条件下，测量的信号是与组织有关的光吸收，如肌肉、骨骼、皮肤等，但不包括血的光吸收;在第二个条件下，测量的信号是与组织和血液有关的光吸收。第二个条件下测量的透射光强，减去第一个条件下测量的透射光强，最后得到与动脉血光吸收有关的透射光强信号，由此去除了组织本身光吸收的影响;通过测量两个光波长的透射光强信号，利用公式算出血氧饱和度。然而Elam和Coworker在经过对受压耳朵的透射光研究后指出，即使加上200mmHg的压力，在耳轮里仍然保留着一些血。此法不能取消组织本身(如肌肉、骨骼、皮肤等)的影响，且每次测量都需繁琐地调整。 1964年，Shaw设计了一种八波长的自身调整的

26、耳部血氧计。如HP47201A型耳部血氧计。它的优点是避免了上述繁琐的调整技术，从650nm到1050nm的八个光波，提供了一些有关耳朵组织内大量吸收物质的一些数据。该仪器的光纤传感器安放在耳垂上，仪器内部每分钟1300转的转盘四周上，均匀放置八个窄带滤光片，当其中一个滤光片转到光源前时，某一波长的光束滤过滤光片经光纤传到耳垂部位，耳垂部位的光电池检测到这个波长的透射光信号，又经过光纤传回到仪器并记录下来；同理，其余波长的透射光信号也被记录下来。通过测量八个波长的光密度,避免繁琐地调整，排除色素、皮肤、骨骼、肌肉的吸收干扰，计算出血氧饱和度。在60%以上的血氧饱和度范围内，与动脉血样测量的血氧

27、饱和度进行比较后，相关甚好。尽管该仪器实用、准确且宜于调整，但是设备由于价格昂贵和体积较大，且其耳夹结构复杂，长期戴着不舒适，而且易损坏，只在从事心肺功能研究的实验室里得到了应用。 1972年，日本人Aoyagi对传统的脉搏血氧饱和度测量仪进行了重大的改进，他采用红光和红外光穿过测量部位中脉动的动脉血管，通过这种方式可直接计算出脉搏血氧饱和度值而不需要繁琐地校准。1981年，这种技术投入到商业应用中，同时采用发光二极管使血氧探头体积减小，脉搏血氧饱和度测量仪从此得到了广泛的应用。1.3 脉搏血氧饱和度测量仪的现状 近年来美国设计出指环式血氧监护仪，该设备体积小，可进行全天24小时监护，做到真正

28、的实时监护1，并且在抗运动干扰方面也做出一定的成绩2。一些欧洲国家如荷兰、英国、德国等也在这方面有所进展，在亚洲，日本、韩国在血氧监护仪方面也有所突破。国内的许多大学科研院所也都致力于血氧监护仪的研制，如西安蓝港数字医疗科技股份有限公司生产的手指血氧仪；中国医学科学院和中国协和医科大学研制的反射式血氧饱和度监测仪3；西安交通大学研制的数字式脉搏血氧饱和度检测系统4；厦门大学研制的基于PIC单片机的脉搏血氧检测仪5；南京师范大学研制的监护用脉搏式血氧饱和度检测模块6。但国内生产的血氧监护仪仍采用传统脉搏血氧测量原理，在测量精度、抗干扰、稳定性、重复性方面与国外还有一定差距，有待于进一步完善。1.

29、4 本系统的研究意义及主要内容 目前使用的脉搏血氧仪基本上采用的是传统的脉搏血氧饱和度检测方法，影响其精度的主要原因包括：一、传统脉搏血氧检测原理上由于采用近似估算必然会带来较大误差。二、其测量原理决定了其硬件电路复杂，系统的稳定性和可重复性差，由电路元器件引入了不可避免的系统误差和随机误差。 本文通过分析传统脉搏血氧测量原理中产生误差的原因，从理论上推导出实现高精度脉搏血氧测量的方法基于动态光谱方法的脉搏血氧测定法。并且以基于动态光谱的脉搏血氧测量原理的理论为指导，采用现代微处理器、集成电路技术，研制了脉搏波信号的检测与采集系统，采用数字信号处理技术，对采集数据进行处理，进而计算出高精度的脉

30、搏血氧饱和度，最后对系统进行评估实验。本课题主要完成以下工作：（1）通过分析传统脉搏血氧测量原理引入的测量误差，首先在理论上推导出实现高精度脉搏血氧测量的方法基于动态光谱方法的脉搏血氧测定法，这种方法在原理上可以消除由于测量条件及个体差异等多方面因素对测量精度的影响。（2）传统的脉搏血氧饱和度检测系统多是通过模拟技术完成信号调制解调、双光束分离、交直流分离、滤波放大、脉搏波检出等一系列工作的，这种方法不仅硬件复杂，而且增加了系统不可靠和不稳定因素。针对这些问题，本课题提出了脉搏血氧仪的数字化设计思想，根据动态光谱的脉搏血氧检测原理，设计出了基于数字芯片的硬件电路。在对经过组织的透射光做光电转换

31、后，提高了系统检测的动态范围，利用数字技术的优势取代了复杂的模拟放大滤波电路，简化了硬件电路。提高系统稳定性、可重复性，降低了由于硬件系统带来的测量随机误差。（3）在进行光电脉搏波的检测时采用了区别于分时照射被测组织的传统测量法，本系统采用频分测量法，即用不同频率的双路检测光同时照射被测组织，利用频分复用技术的概念和数字解调的方法将采样的数字信号解调为双路光信号。简化了复杂的双光束分离的硬件电路，同时也提高了信噪比。（4）采用数字信号处理技术，对采集数据进行处理，由于时域中对光电脉搏波信号的峰峰值提取的准确性受到信号的信噪比的影响，当时域信号的信噪比不够高时将严重影响测量精度，本文采用动态光谱

32、的频域提取法，通过对单个周期的光电容积脉搏波信号的快速傅立叶变换，得到信号的基波分量取代时域信号中的峰峰值。并采用拉依达法对可疑点剔除，从而去除由运动伪差对血氧饱和度计算所带来的影响。由于动态光谱理论和本文采用的数据处理算法弥补了硬件设计所造成的数据采集信噪比低的弱点，从而计算出高精度的血氧饱和度。综上所述，本文采用的基于动态光谱理论的脉搏血氧测量原理避免了传统脉搏血氧测量原理中由于估算带来的测量误差，并且提出数字化的设计理念，简化硬件电路，避免由于测量系统引入的误差，提高了系统的稳定性和可重复性，减少了由于硬件电路所带来的系统测量误差，进一步提高了脉搏血氧的测量精度。2 脉搏血氧饱和度的测量

33、理论基础及动态光谱理论 本章首先阐述根据无创光谱法建立的血氧饱和度监测的理论模型并给出理论分析，然后介绍传统脉搏血氧饱和度的计算方法及该原理的测量误差分析。最后介绍基于动态理论检测血氧饱和度的计算方法，以及和传统算法的精度比较。2.1 光电容积脉搏波的产生原理2.1.1 脉搏波的产生原理脉搏波是以心脏搏动为动力源，通过血管系统的传导而产生的容积变化和振动现象。当心脏收缩时，有相当数量的血液进入原有已充满血液的动脉中，使得该处的弹性管壁被撑开，此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能；心脏停止收缩时，扩张了的那部分血管也跟着收缩，驱使血液向前流动，结果又使前面血管的管壁跟着扩张，如此类推。这

34、种过程和波动在弹性介质中的传播有些类似，因此称为脉搏波（pulse wave）。如图2-1所示的脉搏波的波形幅度和形态包含了反映心脏和血管状况的重要生理信息，因此从脉搏波中提取人体的生理病理信息作为临床和治疗的根据，历来受到人们的重视。人体手指末端含有丰富的小动脉，它们和其他部位的动脉一样，含有丰富的信息7。（1）上升段，首先是左心室开始收缩，主动脉瓣开启，血液自左心室输出，主动脉内因射血而压力迅速上升，主动脉内的脉压波在A点处，左心室排空量和主动脉排空量相等，形成血流图中的第一峰，然而左心室内压力急剧下降。（2）当进入剩余排血期时，由于血流灌注缓慢，周围容量性小血管复位，使血管阻力略微上升，

35、以致在下降枝出现第一个轻微隆起，形成潮波B。（3）随后主动脉关闭，由于血管的回弹，动脉血液由远心端向近心端回流脉压波形成重搏波C。（4）在下降支末端，某些情况下脉搏波中会出现一个轻微的隆起，它是右心房收缩时有少量血液返入腔静脉而引起的脉压波动，形成房缩波D。由于脉压波沿着各级血管很快传到外周动脉，外周动脉压力随之改变，使外周血管扩张或收缩形成容积变化，记录下来即为外周血液容积脉搏波。由此可以看出，外周血液容积脉搏波是一种随心动周期而变化的周期记录，它由一系列均等的呈周期性连续波动的曲线组成，每一周期表示每一脉搏跳动而发生的血液容积变化。图2-1 典型的脉搏波形2.1.2 光电容积脉搏波描记法（

36、PPG）原理 光电容积脉搏波描记法（Photo plethysmography，PPG）是一种利用皮肤对光的反射或透射来评价皮肤血流灌注有关信息的方法。它通过借助光电手段，在活体组织中检测血液容积的变化，是一种无创检测方法。一定波长的光束照射到指端皮肤表面后，光束通过透射或反射方式传送到光电接收器。由于每次心跳都有少量血液流入手指，使小动脉网扩张，然后经过毛细血管前括约肌进入毛细血管床，流入静脉后返回心脏。毛细血管前括约肌的阻力和毛细血管床的容量较大使小动脉的搏动减弱。正常生理情况下，毛细血管和静脉不搏动，只有小动脉搏动。所以用一束光透照手指可检测这种搏动。入射光由于受到指端皮肤肌肉和血液的吸

37、收衰减作用，则监测器检测到的出射光强度将减弱。其中皮肤、脂肪、肌肉、骨骼等非血液成分组织在心循环中基本保持不变，它对光的吸收（散射）和衰减作用也保持恒定不变，这些信号经过光电接收器后就是恒定的直流分量（DC）。而组织中的动脉血则在心循环中呈周期性脉动变化，当心脏收缩时外周血容量最多，光吸收量也最大，检测到的光强度也最小；而心脏舒张时，正好相反，检测到的光强度最大，使光电接收器接收到的动脉血信号是周期性脉动的交流分量（AC）。然而，动脉血的非脉动部分、静脉血和毛细血管等部分对光的恒定吸收（散射）则是产生直流信号的主要来源。通常，交流分量一般其幅值为直流分量的12，并且叠加在直流分量上如图2-2所

38、示。图2-2 PPG信号的光吸收示意图 由此可见，容积脉搏血流中包含心搏功能、血液流动等诸多心血管系统的重要生理信息。同时，容积脉搏血流主要存在于外周血管中的微动脉、毛细血管等微血管中，所以容积脉搏血流同样包含有丰富的微循环生理病理信息，是研究人体循环系统重要的信息来源。2. 2 脉搏血氧饱和度测量的理论基础与算法2.2.1 郎伯比尔(Lambert-Beer)定律及应用1郎伯比尔(Lambert-Beer)定律郎伯比尔定律反映了光学吸收规律，即物质在一定波长处的吸光度与它的浓度成正比。郎伯比尔定律的意义在于:只要选择适宜的波长，测定它的吸光度就可以求出溶液的浓度。根据郎伯比尔定律，出入射光强

39、与吸收层厚度和吸收物浓度的关系为 （2-1）式中为入射光强，I为透射光强，为吸光物质的吸光系数，c为吸光物质浓度，l为吸光物质传输的距离(光程)。此定律以下列条件为前提:入射光为单色光；吸收过程中各物质无相互作用；辐射与物质的作用仅限于吸收过程没有散射、荧光和光化学现象。2郎伯比尔(Lambert-Beer)定律的应用（1）单一组织成分的测定单一组织成分是指试样中只含有一种组织成分，或在混合物中待测组织成分的最大吸收波长处无其它共存物质的吸收。此时，可先绘制待测物质的吸收曲线，然后选择最大吸收波长进行定量测定。其方法多用标准曲线法。（2）多组织成分的测定可依据各组织成分吸收曲线的情况分别处理。

40、若各种吸光物质吸收曲线互不重叠，这些可在各自最大吸收波长位置分别进行测定，与单一组织成分测定方法相同。若各组织成分的吸收曲线互相重叠，可根据吸光度具有可加性的特点，即多组织成分试液在某一给定波长处的总吸光度等于各组织成分吸光度之和，通过求解联立方程来进行测定。例如有两种组织成分A和B，在A和B的最大吸收波长1和2处，分别测定混合物的吸光度，然后通过解二元一次方程组，求得各组织成分浓度。同样，当溶液中有N个组织成分同时存在时，亦可用类似方法处理，但随着组织成分的增多，实验结果的误差也将增大。2.2.2 离体血氧饱和度测量原理当入射光透射过某种均匀，无散射溶液时，其光吸收特性遵从Lambert-b

41、eer定律，可描述为8： （2-2）其中：、I分别为入射光强度和透射光强度，c、A分别为物质的浓度、吸光系数和吸光度，l为光路长度。在某一波长光1处，方程(2-2)对于血液溶液可写为： = （2-3）其中a1、a2为HbO2和Hb在波长1处的吸光系数，c1和c分别为SaO2和总Hb的浓度。根据血氧饱和度定义，血液中HbO2浓度c之比，即c1/c，因此，从(2-3)式可以推得： （2-4）由式(2-4)可看出，当使用单一波长光测量时，SaO2依赖于总Hb浓度c及光路长度l。假如再采用另一路波长光同时测量时，与式(2-4)同理可得： （2-5）其中：Wo、W分别为光入射强度和透射强度，b1、b2为

42、1和Hb对2波长光的吸光系数。由方程(2-4)、(2-5)联立可以消去总Hb浓度c和总光路长度l得到方程(2-6)： （2-6）其中：,和分别为血液对1及2波长光的吸光度。若参考脱氧血红蛋白和氧合血红蛋白的吸收光谱曲线(图2-3)，选择波长在Hb和HbO吸光系数曲线交点(805nm)附近时，即时，方程(2-6)变为: （2-7）其中A、B为常数，方程(2-7)说明：当一个波长选为曲线交点附近时，SaO2可以从血液溶液在两个波长点的吸光度比率求得。这样SaO2不依赖于总Hb浓度c和光路长度l，这就是SaO2测定的基本原理。以上原理的推导过程只针对纯血液溶液。如果该原理要想实际应用于人体SaO2无

43、损伤检测，必须要考虑人体非血液组织对光的吸收及散射影响，并消除其所引起的测量误差。图2-3 Hb和HbO的吸光曲线 由于人体动脉的搏动能够造成测试部位血液容量的波动，从而引起光吸收量的变化，而非血液组织(皮肤、肌肉、骨骼等)的光吸收量是恒定不变的。脉搏式SaO2测量技术就是利用这个特点，通过检测血液容量波动引起的光吸收量变化，消除非血液组织的影响，求得SaO2。假设光在测试部位的传输遵循Lambert-beer定律，由散射、反射等因素造成的光衰减忽略不计，则透射光强为： （2-8）其中：、c、l分别为动脉血液的吸光系数、浓度和光路长度；、c、l分别为静脉血液的吸光系数、浓度和光路长度；F为非血

44、液组织吸光率。从图2-2可以看出，非血液组织和静脉血液的吸光量为常量，光在穿过非血液组织及静脉血液后，未穿过动脉血液前的强度为： （2-9）则动脉血液的吸光度为： （2-10）设动脉充盈时血液厚度l增加l，透过光量I则会减少I，此时吸光度为A1，动脉血液充盈最低时吸光度为A2。这样根据(2-10)式，动脉血液吸光度A的变化部分A可表示如下： （2-11）当采用1、2两路波长光同时测定时，则有： （2-12）其中：,分别为血液对1及2波长光的吸光度变化量；1 、2分别为血液对1及2波长光的吸光系数。2.2.3 传统脉搏血氧测定法 若将动脉血中非搏动部分吸收光强与静脉血及组织吸收光强合并为不随搏动

45、和时间而改变的光强度，实际检测中采用直流分量DC来近似代替；而随着动脉压力波的变化而改变的光强定义为搏动性动脉血吸收的光强度，实际检测采用交流分量AC代替。这样根据式(2-8)及(2-9)得到在两个波长中的光吸收比率： （2-13）用麦克劳林公式分别对分子、分母展开，由于1且1，则 （2-14）将(2-7)式结果代入(2-14)式即可求出SaO2。这是脉搏式SaO2检测技术的原理。由上述推导可知，关于经典的SaO2的测量误差主要有以下几项：（1）由于采用DC近似取代不随搏动和时间而改变的光强度，而实际检测中，DC受测量条件（入射光强、探头压力等）和个体差异（静态组织结构部分的厚度与其光学特性等）的影响，因而对测量结果引入较大的误差。（2）由于在临床实例中AC/DC的值在1到2，因此，由式(2-11)及(2-7)计算得到数据最高精度只能达到数量级。（3）由式(5)可看出，Q值是近似得到，推导结果本身存在误差。AC/DC的值越大，其计算误差就越大；而AC/DC的值越小，误差越小，但AC值越不容易测准。对不同灌盈状态的被测对象进行测量，难以同时得到高精度。2.3 基于动态光谱的脉搏血氧检测原理2.3.1