基于LMS自适应滤波算法的血氧饱和度检测20110329 - 图文

密 级： 学校代码：10075 分类号： 学 号：20071230

工学硕士学位论文

基于自适应滤波器的人体动脉 血氧饱和度无创检测方法设计

学位申请人：张志鹏 指导教师：王永青 教授 学位级别：工学硕士

学科专业：检测技术与自动化装置 授予单位：河 北 大 学 答辩日期：二O一一年五月

Classified Index： CODE：10075 U.D.C： NO：20071230

A Dissertation for the Degree of M. Engineering

A Design of Noninvasive Tester of Human Arterial Oxygen Saturation

on Adaptive filter

Candidate： Zhang Zhipeng

Supervisor： Prof. Wang Yongqing

Academic Degree Applied for： Master of Engineering

Specialty： Detection Technique and

Automatic Equipment

University： Hebei University

Date of Oral Examination： May，2011

河北大学

学位论文独创性声明

本人郑重声明： 所呈交的学位论文，是本人在导师指导下进行的研究工作及取得的研究成果。尽我所知， 除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他人已经发表或撰写的研究成果，也不包含为获得河北大学或其他教育机构的学位或证书所使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了致谢。

作者签名： 日期： 年 月 日

学位论文使用授权声明

本人完全了解河北大学有关保留、使用学位论文的规定，即：学校有权保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和电子版，允许论文被查阅和借阅。学校可以公布论文的全部或部分内容，可以采用影印、缩印或其他复制手段保存论文。

本学位论文属于

1、保密 □ ，在 年 月 日解密后适用本授权声明。 2、不保密 □ 。

（ 请在以上相应方格内打“√” ）

保护知识产权声明

本人为申请河北大学学位所提交的题目为（ ）的学位论文，是我个人在导师（ ）指导并与导师合作下取得的研究成果，研究工作及取得的研究成果是在河北大学所提供的研究经费及导师的研究经费资助下完成的。本人完全了解并严格遵守中华人民共和国为保护知识产权所制定的各项法律、行政法规以及河北大学的相关规定。

本人声明如下：本论文的成果归河北大学所有，未经征得指导教师和河北大学的书面同意和授权，本人保证不以任何形式公开和传播科研成果和科研工作内容。如果违反本声明，本人愿意承担相应法律责任。

声明人： 日期： 年 月 日

作者签名： 日期： 年 月 日 导师签名： 日期： 年 月 日

摘 要

摘 要

本文介绍了一种实现人体动脉血氧饱和度无创检测的方法。在吸收以往血氧饱和度无创检测方法设计思想的基础上，设计出一种动脉血氧饱和度无创检测电路，并且力图实现运动状态下的准确测量，抑制人体散射作用影响，提高检测结果精确度。

通过研究人体组织吸光物质成分及其近红外吸收光谱，综述了人体动脉血液中的氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白对近红外光的吸光量随脉搏波动而变化，而其它人体组织成分吸光量基本保持不变。依据此结论，并利用朗伯比尔定律和修正朗伯比尔方程给出了血氧饱和度计算公式推导过程。本文提出将修正朗伯比尔方程中的光子传播平均路径长度和散射介质常数损耗因子引入血氧饱和度计算公式的推导过程，并且与计算公式配合选择对人体散射作用影响较小的730nm和940nm近红外二极管作为检测光源，利用综合手段降低人体散射作用对血氧饱和度检测的影响。

根据光电容积脉搏波描记法的检测原理和血氧饱和度计算公式的要求，以及人体脉搏波频谱特点，设计出一种人体动脉血氧饱和度无创检测电路。其特点是：使用基于频域的方法抑制杂散光和工频干扰；利用DSP时序信号控制光源驱动电路和信号分离电路，实现信号同步发送和分离接收；设计压控电压源二阶高通滤波电路和低通滤波电路，分别提取血氧交流信号和血氧直流信号；并依据生理信号幅度、相位特点设计信号放大、反相电路，提高了血氧饱和度计算的精度，简化了计算步骤。

研究利用自适应滤波器消除了与有用信号频域重叠的运动伪迹干扰噪声，提高了运动状态下血氧饱和度检测数据的精确度。本文提出了不附加噪声检测通道，使用血氧交流延时信号作为自适应滤波器输入参考噪声信号的方法，有利于简化硬件设计结构。在MATLAB仿真实验中，搭建0.1Hz-10Hz血氧交流模拟信号发生器，构造运动伪迹模拟噪声信号。仿真实验结果证明，以血氧交流延时信号作为滤波器输入参考信号的LMS算法自适应滤波器可有效抑制运动伪迹噪声。

关键词：血氧饱和度 脉搏波 光电容积脉搏波描记法 朗伯比尔定律 无创检测 运动伪迹 自适应滤波器

I

第1章 前 言

本课题系科技部国际科技合作项目①子课题。根据项目内容要求实现信号检测和预处理的生理指标检测仪的设计和开发，实现动态检测，使系统承载对象（人）在运动过程中的生理反应可作为反馈量对机器人运动及虚拟环境的情景变化进行调节控制。设计出血氧饱和度检测方法应适应本课题研究需要，并能够推广到医疗领域使用。

1.3研究目的和意义

动脉血氧饱和度作为表征人体呼吸循环系统是否存在病理性障碍的重要生化参数，对提早发现、及时诊治呼吸循环系统疾病具有重要意义。无论是在疾病的日常预防保健中，还是在紧急救护、大型手术过程中，都发挥着重要的作用。

目前，人体动脉血氧饱和度测量有两种测量方法，即有创测量和无创测量。有创测量方法主要有两种，即Van Slyke检压法和氧电极法。Van Slyke检压法是将溶解在血液中的氧通过真空抽取的方法变为气体氧，然后将这些气体氧输入到容积固定的容器中，通过检测容器内气压变化，算出含氧量[12]。氧电极法是将氧合血红蛋白中的结合氧通过一氧化碳或者铁氰化钾等解离试剂溶液的作用变为解离氧，然后测定其氧分压，进而测出血液中的氧含量[12]。上述血氧饱和度有创测量方法均需要通过穿刺等手段采集人体血液，并使用血气分析仪对采集到的血液进行物理或化学分析，计算得出血氧饱和度值。血氧饱和度有创测量方法检测结果较为精确，应用于对检测数据要求较为严格的场合，如深低温停循环、产程中胎儿监护等[13]。但是有创测量需要动脉插管或者穿刺，操作不当还会引发测试部位感染，对患者造成附加的痛苦；并且分析过程复杂，周期较长，检测结果缺乏时效性和连续性[13]；此外，电化学分析仪器体积庞大、价格昂贵，不适合小型医疗机构的一般性检测需要和低成本运营。因此需要一种能够避免对患者造成检测痛苦，实现连续实时检测，仪器成本低廉的动脉血氧饱和度检测仪器。

由于氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白在近红外光区具有独特的吸收光谱[14]，因此可利用光电技术对动脉血液中氧合血红蛋白含量进行无创测量，其测量方法分为透射式和反射式。在这两种方法中，光与人体测试部位的作用机理相似，均具有连续、及时、安全等特点，但光传播路径不同，反射光强一般比指端透射光强小，信噪比较低[15]。因此，

①科技部国际合作司国际合作项目——中国与俄罗斯政府间合作项目“载人六自由度并联机器人与虚拟环境的智能交互控制研究” (2008DFR10530)。

3

河北大学工学硕士学位论文

本课题研究使用基于近红外吸收光谱的透射式检测方法作为本血氧饱和度无创检测方法的首选方案，力图实现人体动脉血氧饱和度的无创、实时、连续检测。

1.4 发展历程及国内外研究现状

脉搏血氧饱和度无创监测技术研究起源于20世纪初期，1941年美国生理学家Glen A. Millikan将光电检测技术运用于氧合血红蛋白的检测，研制出可以连续测量动脉血氧饱和度的光电测量仪器，但是测试探头需要穿透血管[16]。在50年代Earl H. Wood研究出一种无创血氧饱和度检测仪器，在测试仪探头部分加设一个气囊，通过对气囊的充放气来反复挤压耳垂，进而分别测量出耳垂在加压缺血和正常情况下的两个传导光线强度，通过计算两者的比值就得到了血液的光密度，再利用动脉搏动振幅测得血氧饱和度

[16]

。但是这种设备使用程序繁琐，每次测量前均需进行调整，且对光源稳定性要求极高，

因此没有得到推广。1964年Robert F. Shaw研制出一种八波长自身调整血氧饱和度测试仪，通过分别测量8个波长的光在耳部的透光率来计算动脉血氧饱和度，这个血氧测试仪也成为第一个在临床中得到应用的血氧饱和度检测仪器 [17]。但是，这种血氧饱和度检测仪体积笨重，测试探头结构复杂，不便于长时间检测使用。1974年日本青柳卓雄等人利用红光和红外光作为测试探头光源，通过测量红光和红外光在动脉血管的透射率来计算得出动脉血氧饱和度，并且这种仪器使用发光二极管作为探头光源，简化了探头结构[17]。同年世界上第一台无创脉搏血氧饱和度检测仪OLV5100问世[11]。20世纪80年代以来，无创脉搏血氧饱和度检测技术不断改进和发展，主要是采用红光和红外光作为测试光源，通过测量红光红外光经过测试部位后的光强变化，来计算得出动脉血氧饱和度[17]。

目前，国外著名的血氧产品制造公司有美国的CSI公司、荷兰的Philips公司、美国的Masimo公司和爱尔兰的Nellcor公司等。Nellcor公司一直致力于血氧探头的研究和发展。 例如MAX-FAST前额粘贴式传感器探头，其被安排放置在测试人体眉毛上方，由于前额部位不易受血管收缩的影响，因此降低了弱灌注（动脉血液灌注量减少）对动脉血氧饱和度检测的干扰[18]。Masimo公司的信息萃取技术在一定程度上解决了运动噪声、弱灌注、低信噪比的问题，大大的拓宽了血氧仪的应用范围[13]，此外在探测光源的选择，探头结构的设计和安装等方面，Masimo公司也进行了深入的研究和改进，有效

4

第1章 前 言

的提高了血氧饱和度测量的准确性[18]。PhiliPs公司研制出的指套式探头技术居于世界领先地位。但是由于各国的技术保护和贸易壁垒，进口无创血氧饱和度检测仪价格昂贵，远远超出了我国小型社区医疗机构的承受限度。

国内市场也有很多科研单位和厂家从事血氧仪的研究，如北京惠普公司的血氧饱和度探测接头，北京奥博有限公司的反射式血氧饱和度检测仪，西安篮港股份有限公司的手指血氧仪，华中理工大学的脉搏血氧饱和度监护仪，中航总公司第一研究院的脉率血氧饱和度监护仪等[8]。由于在临床应用中，血氧饱和度检测仪会受到各种干扰噪声的影响，特别是运动状态下，静脉血的充盈所引起的运动伪迹干扰信号，不利于有用信号的提取，降低了检测结果的准确度，严重时甚至导致仪器无法使用，因此，消除运动伪迹干扰、提高信号精确度是动脉血氧饱和度无创检测系统设计中需要重点解决的问题之一。

1.5 本论文研究内容

本课题系科技部国际科技合作项目 “载人六自由度并联机器人与虚拟环境的智能交互控制研究” (2008DFR10530)子课题。根据项目内容要求实现信号检测和预处理的生理指标检测仪的设计和开发，实现动态检测，使系统承载对象（人）在运动过程中的生理反应可作为反馈量对机器人运动及虚拟环境的情景变化进行调节控制。设计出的人体动脉血氧饱和度无创检测仪应适合课题和医疗需要，降低生产成本，提高指标精度。作者在参考相关文献的基础上，自行设计出了一种可以抑制运动伪迹噪声的人体动脉血氧饱和度无创检测方法。

本论文的主要研究内容有以下几个方面：

第一，研究人体脉搏波的特征和光电容积脉搏波描记法，阐述动脉血氧饱和度无创检测的基本理论方法。

第二，为证实依据光电容脉搏波描记法实现动脉血氧饱和度无创检测的可行性，研究人体动脉血液吸光物质成分，及其近红外吸收光谱。发现在人体动脉血液中，氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白是对700nm-900nm近红外光线的主要吸光物质，且其含量随脉搏波动而变化。

第三，为实现血氧饱和度的理论计算，并降低人体散射作用对测试的影响，研究朗

5

河北大学工学硕士学位论文

伯-比尔定律、修正朗伯-比尔方程及其使用条件。将修正方程中的光子传播平均路径长度和常数损耗因子引入到血氧饱和度检测公式的推导过程，避免对血氧饱和度检测光路径长度的后期校正。选择了对人体散射作用较小的730nm和940nm近红外发光二极管作为检测仪测试光源。

第四，根据光电容积脉搏波的频谱特点和血氧饱和度计算公式，设计人体动脉血氧饱和度无创检测电路，提取出血氧交流信号和直流信号，抑制杂散光、工频等干扰信号。并对信号进行预处理，使其便于A/D采集和数字信号处理。

第五，为能够实现运动状态下的血氧饱和度准确检测，消除具有不可预知性的运动伪迹信号干扰，研究自适应滤波器噪声抵消的原理及其运用。并且为简化电路设计结构，利用输入延时信号作为滤波器输入参考噪声信号，基于自适应滤波器的相关抵消作用，抑制运动伪迹干扰信号，

6

第2章 人体动脉血氧饱和度测量原理

第2章 人体动脉血氧饱和度测量原理

血氧饱和度是反映人体生理状况的重要指标。以朗伯-比尔定律为理论依据，根据氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的近红外光吸收光谱，以及动脉血液对光吸收量随人体脉搏波动而变化的特点，可设计出光透射式血氧饱和度无创检测方法，推导出其计算公式。

2.1 光电容积脉搏波及其特征

2.1.1 光电容积脉搏波描记法

脉搏即动脉搏动。由于心脏周期性的舒张和收缩，动脉内压随之出现升降变化，并以波动的形式沿着管壁，从主动脉向各分支动脉、微动脉末梢迅速传播，又因为动脉管壁中含有丰富的弹性纤维，其具有一定的扩张性和弹性，所以动脉管壁也会出现相应的扩张和收缩，形成脉搏[20]。因此脉搏波并非血液流动产生的，它的传播过程是一种传递能量的过程，其传播速度远远大于血流速度，心脏收缩舒张一次，动脉内压和血流量也随之改变一次，产生一个周期的脉搏波[21]。

当用一束单色光照射测试部位时，一部分入射光线被测试部位动脉血液、静脉血液、肌肉和骨骼等人体组织吸收，出射光强度降低。其中，由于动脉血液容积随血管周期性搏动，因此动脉血液对光的吸收量呈脉动变化，透射光中所含的动脉血信息为周期性变化的交流分量（IAC）；而入射光被测试部位中的静脉血、肌肉、骨骼等人体组织成分吸

[23]收的能量是恒定不变的，因此透射光中所含的非动脉血信息为恒定的直流分量（IDC）。

依据动脉血液吸收光谱特点和光吸收量随人体脉搏波动而变化的规律，利用光电技术手段对血液容积变化进行无创检测，称为光电容脉搏波描记法（PhotoPlethysmoGraphy, PPG）[22]。本文所论述的无创动脉血氧饱和度检测方法就是根据光电容积脉搏波描记法设计的。

如图2-1所示，若单色光束入射光强恒定，透射光强随脉搏波动而变化[24]。当心脏舒张时，动脉血管充盈度为最低状态，入射光没有受到脉动动脉血液的作用，光吸收量最小，出射光强最大（即IDC）。当心脏收缩时，动脉血管充盈度为最高状态，测试光源的入射光受脉动动脉血液影响最大，入射光吸收量最高，因此出射光强最小（即IDC-IAC）。

7

河北大学工学硕士学位论文

出射 光 强 度 Imax I DC Imin IAC 动脉血 静脉血 组织 无搏动血流 搏动血流

图2-1 光电容积脉搏波描记法示意图

2.1.2 光电容积脉搏波特征

虽然血氧信号是一个随脉搏波动而周期变化的信号，但是其规律和波动幅度并非固定不变的，被测人体的特征差异，以及周围环境的影响，都会引起血氧信号发生微小的变化。利用光电技术提取脉搏血氧信号具有以下两个特点：

（1）参考相关文献得知，脉搏血氧信号是一种低频信号，其主要能量分布在0.1Hz-10Hz [25]。在信号检测提取过程中，会遇到50Hz工频干扰，以及身体运动所引起的运动伪迹噪声信号，且频域较为接近，甚至重叠[26]。

（2）心脏是脉搏血氧信号的信号源，其具有不可改变性，且信号幅度较小，信噪比较高，易被周围干扰信号淹没 [27]。

2.2 朗伯-比尔定律

2.2.1 基本朗伯-比尔定律

朗伯-比尔定律是利用光电容积脉搏波描记法检测人体动脉血氧饱和度的理论基础。朗伯-比尔定律一般用来描述物质对单色光的吸收程度与介质浓度及介质层厚度间

8

第2章 人体动脉血氧饱和度测量原理

定量关系[28]，如图2-2所示。

It ε Ia l I0

图2-2 朗伯-比尔定律示意图

当一束平行单色光照射到介质表面时，一部分光被介质表面反射，一部分光被介质吸收，另一部分光透过介质。如果入射光强度为I0，反射光强度为Ir，吸收光强度为Ia，透射光强度为It，则

I0?Ir?Ia?It （2-1）

若将反射光强度Ir减弱到最小，则

I0?Ia?It （2-2）

（2-2）式表明，当入射光强度I0保持不变时，吸收光强度Ia愈大，则透射光的强度It就愈小。反之，吸收光强度愈小，则透射光的强度就愈大。一般用透射光强度It与入射光强度I0的比值称为透射率[28]。常用百分率数值表示

T?It?100% （2-3）

I0当透射率T值增大时，表示该物质对光的吸收程度减小。将透射率的倒数的对数值定义为吸光度，用符号A表示：

A?lnI1?ln0 （2-4） TIt

9

河北大学工学硕士学位论文

约翰·海因里希·朗伯（Johann Heinrich Lambert）于1760年提出朗伯定律，它指出：当用一种适当波长的单色光照射固定浓度溶液时，其吸光度与透过的液层厚度L成正比

[29 ]

，即

lnI0??1L （2-5） It1852年，奥古斯特·比尔（August Beer）提出吸光度与溶液浓度之间的定量关系，称为比尔定律。它指出：当用一适当波长的单色光照射一溶液时，若液层厚度固定，则吸光度与溶液浓度c成正比[29 ]，可表示为：

I0ln??2c （2-6） It如果溶液的液层厚度b和浓度c均不固定，则需将朗伯定律与比尔定律合并考虑，组成朗伯-比尔定律。即，当用一适当波长的单色光照射某介质时，其吸光度与溶液浓度和液层厚度的乘积成正比[30]。即：

lnI0??Lc （2-7） It式（2-5）、（2-6）、（2-7）中，比例常数ε为摩尔吸光系数，是特定波长下吸光物质的特征常数，表示物质对某一波长光的吸收能力，与溶液属性和入射光波长有关。实验证明，同一波长的入射光在不同浓度的相同性质溶液中传播时，溶液对该波长光的吸收系数相同；若不同波长的各入射光在同一溶液中传播，溶液对各入射光的吸收系数不同[30]。由此可知，当一定波长的单色光照射溶液时，若已知溶液的吸光系数ε和光传播路径L，测量出透射光强度It与入射光强度I0，由式（2-7）可以算出该溶液的浓度c。

此外，对混合溶液，若其中含有n种物质成分，则式（2-7）可改写为[28]

lnI0???nLcn （2-8） It其中，εn为混合溶液中物质n的吸光系数，cn为物质n的浓度，L为混合溶液层厚度。

2.2.2 强散介质中朗伯-比尔定律的修正

朗伯-比尔定律成立的前提是光的辐射与吸光物质之间的作用仅存在吸收过程，无

10

第2章 人体动脉血氧饱和度测量原理

散射等现象。但是由于生物组织是强散介质，因此对光的衰减除吸收作用外，散射也占了很大部分。在散射作用下，光的传播路径长度要远远大于两者间的物理距离。1988年M.Cope等人通过试验证明，当光透过强散介质时，基本的朗伯-比尔方程仍可适用，但方程中的吸收光路径长度L已经不是光源到检测元件的物理距离，而是辐射出的光子经过多次散射作用后，从光源到检测器实际走过的路径长度，这个长度远远大于光源到检测元件的物理距离[31]。同年D. T. Deloy等人提出了平均光路长度和微分路径长度 [31]，并给出了修正朗伯-比尔方程，即

lnI0?DPF?l???c?G （2-9） It其中，DPF为差分路径因子，与吸光物质的吸收系数、散射系数以及散射相位有关；l是光源到检测元件的物理距离；ε为被测物质的吸光系数；c为被测物质浓度；G为与肌肉、骨骼等外层组织光学特性和几何结构有关的常数损耗因子。由于测试光源发射出的光子在吸光物质中的传播轨迹的实际路径长度远大于光源到检测元件的物理距离l，因此定义平均行程L*来指代光子传播的实际路径长度[31]，即

L*?DPF?l （2-10）

由于在血氧饱和度检测过程中，人体骨骼、肌肉等组织的散射和吸收作用基本不变，因此可认为G近似不变[32]。将式（2-10）代入式（2-9）中：

I0?L*???c?G （2-11） lnIt2.3 血氧饱和度检测计算公式

在人体动脉血液中，发色团是对光吸收的主要物质[33]。在近红外吸收光谱600nm-900nm范围内，发色团包括氧合血红蛋白、脱氧血红蛋白、肌红蛋白、脂类、细胞色素、黑色素等物质[33]。其中，氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白对光的吸收能力最强，水和细胞色素等物质对光的吸收程度与血红蛋白相比可忽略不计，脂类和黑色素等发色团的含量在临床测量时间内可以认为是恒定不变的[33]。因此人体组织对400~900nm波段入射光的吸收变化量主要是由动脉血液中的氧和血红蛋白和脱氧血红蛋白的含量变化引起的。

11

河北大学工学硕士学位论文

当以一个波长为λ，光强为I0的测试光源照射被测部位时，人体组织内的吸光物质为动脉血中的氧合血红蛋白、脱氧血红蛋白，以及静脉血和肌肉、骨骼等其它人体组织。假设当动脉管壁没有波动时，由于除动脉血以外的静脉血、肌肉和骨骼等组织对光的吸收量恒定，按照修正朗伯-比尔方程，通过测试部位后的透射光强IDC为[34]：

IDC?I0e?(?0C0L*?G)?e?(?HbO2CHbO2L*?G)?e?(?HbCHbL*?G) (2-12)

其中，I0为测试光源入射光强，ε0为人体组织和静脉血的总吸光系数，C0为静脉血和肌肉、骨骼等人体组织的浓度，L*为光通过人体组织和静脉血的平均行程长度；εHbO2为动脉血液中氧合血红蛋白（HbO2）的吸光系数，CHbO2为动脉血液中氧和血红蛋白的物质浓度；εHb为动脉血液中脱氧血红蛋白（Hb）的吸光系数，CHb为动脉血液中脱氧血红蛋白的浓度。

当动脉搏动时，光对动脉血的平均吸收路径长度L*随动脉的搏动发生变化，假设当L*增加△L*时，透射光强变化量为IAC，静脉血、肌肉和骨骼等其它组织对光的吸收量仍保持不变，则透射光强可写为：

IDC?IAC?I0e??0C0L*e?(?HbO2CHbO2??HbCHb)(L*??L*)e?3G (2-13)

将式（2-12）和式（2-13）相除，得

IDC?IAC?(?HbO2CHbO2??HbCHb)?L*?e (2-14)

IDC通常，在血氧检测信号中交流信号IAC的幅值一般为直流信号IDC的1%-2%[30]，即血氧交流信号IAC远小于直流信号IDC，对式（2-14）两边取对数，则

ln(1?IACI)??AC??(?HbO2CHbO2??HbCHb)?L* (2-15) IDCIDC设动脉血氧饱和度SaO2为S，将式（1-1）代入式（2-15）中，则

IAC?[?HbO2S??Hb(1?S)]?L*(CHbO2?CHb) (2-16) IDC若使用两种波长为λ1和λ2的光束分别照射测试部位，则

IACIDC

?1?1?[?HbO21S??Hb1(1?S)]?L*(CHbO2?CHb) (2-17)

??12

本文来源：https://www.bwwdw.com/article/jn2h.html