CN102579053A - 一种基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法 - Google Patents

Abstract

本发明属于人体生理参数测量技术领域，涉及一种基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法，包括：(1)建立组织体吸收系数和S_aO₂之间的关系；(2)建立反射光强与组织体吸收系数之间的关系；(3)建立R值与反射光强之间的关系；(4)采集红光波长及近红外光波长下脉搏波信号；(5)对红外光波长下脉搏波信号波形进行特征检测，提取出的峰值即为反射光强的最大、最小值；(6)计算血氧饱和度系数R；(7)R值带入到上述定标曲线中，实时得到所需的血氧饱和度值。本发明能够实现无创、实时的测量，且精度更高、应用范围更广。

Description

一种基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法

技术领域

本发明属于人体生理参数测量技术领域，涉及一种涉及脉搏血氧检测方法。

背景技术

人体的生理活动需要内部提供能量和营养物质，进行的活动不同，需要的能量不同。血液为器官输送氧和营养物质，对人体的新陈代谢起着至关重要的作用。缺氧会影响人体一系列机能的正常运转，轻则引发缺氧症状，重则危及生命。因此，对人体组织内氧的输运及结合过程的监测，人体内部组织及血液中氧的浓度，对临床诊断和治疗工作意义深远。

血氧饱和度检测在临床麻醉手术，重症患者监护应用中为医生及时提供有效地临床依据，是临床监测不可缺少的重要指标。在新生儿、早产儿监护、脑外科及心血管外科等领域有着重要的意义。在医院加护病房、重症监护、手术室和急诊部门等这些患者的血氧饱和度值极易不稳定的场所，脉搏血氧仪的应用至关重要。同时它还常用于治疗睡眠呼吸暂停所使用的正压通气的需求量和效率。

无创测量比有创测量的优势在于它不会对受试者造成痛苦，同时保证了实时、快速、准确的测量。实现了监测，辅助治疗，病理研究等功能。检测方便且应用范围更加广泛。

无创血氧测量依据的是随动脉搏动血液总量发生变化从而产生动脉血对光的吸收发生变化的原理，其本质为吸收系数的改变，而吸收系数的大小受血氧饱和度值的影响。通过测量人体组织对光的吸收情形就可以计算出此时血液中的血氧饱和度。

虽然脉搏血氧饱和度测量仪在临床上应用广泛，但在实际操作中，脉搏血氧仪仍存在一些问题。以原有的朗伯比尔定律为理论模型的血氧饱和仪以血容积和动脉血吸收系数的变化为考察对象，忽略了组织对光的散射从而导致计算结果的偏差。一般血氧值在75％～100％范围内测量精度为2％～6％，在血氧饱和度较低的情况下这一测量值的误差更大。

根据光的扩散输运理论，Marble和Burns等人在1994年提出了新的脉搏血氧饱和度传输模型，该模型以三维光子扩散理论为基础，在一定程度上辅助了现有系统。根据该理论分析多重散射效应对于定标曲线的影响，证明在氧饱和度较低的情况下，对其测量不准的原因主要是由于多重散射效应的存在。这为血氧仪的研究提供了新的方向。

发明内容

本发明的目的在于对传统动脉血氧饱和度测量方法进行完善改进，提出一种能够实现无创、实时的测量，且精度更高、应用范围更广的脉搏血氧检测方法。为此，本发明采用如下技术方案：

一种基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法，包括下列步骤：

(1)建立组织体吸收系数μ_a和S_aO₂之间的关系：

定义组织体吸收系数μ_a为

其中V_a和V_v分别为动脉血和静脉血的体积分数，为除去血液外其他组织的吸收系数，

为动脉血吸收系数，

为静脉血吸收系数，且有：

${\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}=H\×[S_a{O}_2\×{\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{HbO}}_2\right)+(1-S_a{O}_2)\×{\mathrm{\μ}}_a\left(\mathrm{Hb}\right)],$

${\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}=H\×[S_v{O}_2\×{\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{HbO}}_2\right)+(1-S_v{O}_2)\×{\mathrm{\μ}}_a\left(\mathrm{Hb}\right)],$

其中H为血细胞比容，μ_a(HbO₂)为血细胞中含氧血红蛋白的吸收系数，μ_a(Hb)为血细胞中还原血红蛋白的吸收系数，SaO2是动脉血氧饱和度，SvO2是静脉血氧饱和度；

设动脉血管体积分数V_a＝0，得到最小吸收系数公式 ${\mathrm{\μ}}_{a\min }=V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}};$

设动脉血管舒张时V_a＝0.1，得到最大吸收系数公式

${\mathrm{\μ}}_{a\max }=0.1\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}+V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}}$

(2)建立反射光强R (ρ)与组织体吸收系数μ_α之间的关系：

由扩散方程模型组织体出射光光强的理论值的表达式为：

$R\left(\mathrm{\ρ}\right)=-\frac{1}{4\mathrm{\π}}{\mathrm{\Σ}}_{m=-\∞}^{+\∞}[z_{3,m}{({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}^{-\frac{3}{2}}\×\{1+{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}\×\exp \{-{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_s({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}-$

$z_{4,m}{({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}^{-\frac{3}{2}}\×\{1+{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_s({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}\×\exp \{-{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}$

式中D为扩散系数，ρ为光源和探测器的径向距离，μ_a和μ′_s为皮肤组织整体的吸收系数和约化散射系数；

当μ_a取最小值μ_amin时，反射光强R(ρ)取到最大值R_max(ρ)；当μ_a取最大值μ_amax时，反射光强R(ρ)取到最小值R_min(ρ)；

(3)建立R值与R(ρ)之间的关系

将组织体吸收系数R值由最大反射光强R_max(ρ)与最小反射光强R_min(ρ)表示，建立起S_aO₂与R的一一对应的关系，据此做出体现二者关系的定标曲线；

(4)采集红光波长及近红外光波长下脉搏波信号；

(5)对红外光波长下脉搏波信号波形进行特征检测，提取出的峰值即为反射光强的最大、最小值：

(6)计算血氧饱和度系数

其中，

为红光照射下的最大反射光强，

为红光照射下的最小反射光强；

为近红外光照射下的最大反射光强，

为近红外光照射下的最小反射光强；

(7)将第(6)步实际测量得到的R值带入到上述定标曲线中，实时得到所需的血氧饱和度值。

本发明提出的基于扩散理论的反射式脉搏血氧测量方法的优点在于：(1)以扩散方程为血氧饱和度计算模型的测量精度较朗伯比尔定律有一定的提高，测量范围有所扩大。(2)以反射式测量方法替代透射式测量方法使得应用范围更为广泛，使用更为方便。(3)采用循环队列保证差分的实时性，采取自学习的方法消除阈值设定的个体差异性，从而确保了检出信号的实时性、有效性、稳定性。(4)实现了无创、实时的脉搏血氧饱和度的检测。

附图说明

图1为脉搏血氧饱和度测量平台的系统框图；

图2为脉搏血氧饱和度检测方法具体实现流程图；

图3为平面半无限空间利用外推边界法求扩散方程解析解之示意图；

图4为容积脉搏波特征点检出效果图。

具体实施方式

本发明的检测方法依据的硬件平台的原理如图2所示，该脉搏血氧饱和度测量平台包括为整个硬件平台提供稳定合适电压的电压转换电路，为双波长LED供电的光源驱动电路，产生两列正交脉冲序列对两个波长的光分别进行调制和控制LED点亮的开关电路，D-LED型双波长发光二极管，将接收到光的光强转变成电流I的光敏二极管(Photo Diode，PD)，把不易测量的电流信号转变成容易测量的电压信号的I-U转换电路，滤除环境光的采样保持电路、差分放大电路和校正电路，对经由ADC转换后得到的数字信号进行进一步处理的由TI公司生产的DSP应用模板以及用以实时显示分析检测结果的PC机。

下面结合实施例及附图对本发明做进一步详述。

如图1所示，本发明的基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法流程图，包括已知的相应波长下的组织体各光学参数，由已知量结合相关公式推导计算出的动静脉吸收系数，在此基础上利用扩散方程得到的最大最小反射光强以及进一步利用定义推算出的R值。由此建立起S_aO₂与R的一一对应的关系并绘出相应的定标曲线作为利用R值实时求解S_aO₂的基础。在实际测量当中，利用图二所示的脉搏血氧饱和度测量平台探测脉搏波的波形，并实时显示在计算机上，通过自适应差分阈值法提取经过组织体反射后的输出光强的峰值，进而求得实时的R值，将此R值带入到上述定标曲线中，读图即可得到实时的S_aO₂。

如图3所示，通过使用外推边界法在虚拟边界上采用Dirichlet边界条件来处理实际边界条件。将原本在z＝-z₀处的与位于z＝z₀处的点源相对应的负镜像点源移动至z＝-(z₀+2z_b)处。外推边界法更加符合实际情况。

如图4所示，波形为近红外光波长下脉搏波信号，红点为所有波形的最大值点和最小值点。根据特征点即可实时计算得R值。

本发明的基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法，利用扩散理论方程，选择半无限组织层模型，采取反射式测量方法，分析组织成分并列出计算其光学参数的表达式，带入到扩散方程中计算血氧饱和度。确定由S_aO₂推导R值的正向模型。根据光学参数的重构值计算组织体的血氧饱和度，可实现对脉搏血氧饱和度的无创、实时的检测。

本发明实施例，选择的LED为D-LED型即双波长发光二极管，分别发出波长为660nm以及880nm的光线。用正交的脉冲序列调制两列光波，使双波长LED红光和红外光发光二极管交替点亮，保证两列波分别检出。采用光敏二极管(Photo Diode，PD)将接收到光的光强转变成电流I，I流经阻值为100K的电阻转换成电压U＝V_PD输出。把不易测量的电流信号转变成容易测量的电压信号，方便后续提取和处理。采用采样保持芯片LF398检测环境光和暗电流，并利用后续差分放大电路对环境光和暗电流进行滤除。使用能够实现了DSP和A/D等其他功能模块一体化的F2812芯片对信号进行模数转换。并将处理后的数据实时上传至计算机。

通过中间变量组织体吸收系数μ_a建立起血氧饱和度S_aO₂与R的一一对应关系，用以通过计算R值实时得到S_aO₂。

(1)μ_a与S_aO₂之间的关系。μ_a由血细胞比容H，血细胞中含氧血红蛋白的吸收系数μ_a(HbO₂)，血细胞中还原血红蛋白的吸收系数μ_a(Hb)以及动脉血氧饱和度S_aO₂、静脉血氧饱和度S_vO₂共同决定，S_aO₂在20％～100％范围之间变化时，S_vO₂＝S_aO₂-10％。

(2)R值与μ_a之间的关系。反射光强由μ_a决定，对μ_a取不同的值，其反射光强也随之改变。当动脉血管收缩时，可近似看成动脉血管体积分数为0，此时可以得到组织体最小吸收系数μ_amin，对应的反射光强最大；当动脉血管舒张时，吸收系数为动脉血、静脉血和无血组织吸收系数的和，此时可以得到组织体最大吸收系数μ_amax，对应的反射光强最小。用反射光强的最大值、最小值即可表示R值。

至此R值与S_aO₂之间的一一对应关系就可以确定了，据此画出体现二者关系的定标曲线。

通过自适应差分阈值法对实时显示在计算机上的红光波长及近红外光波长下脉搏波信号波形进行特征提取，得到波形的峰值用以计算血氧饱和度系数R的值。将实时测得的R值带入该定标曲线中，即可得到所需的血氧饱和度值。具体实施步骤为：

1、借助中间变量组织体吸收系数μ_a通过扩散方程建立起S_aO₂与R的一一对应的关系。具体过程如下：

1)建立组织体吸收系数μ_a和S_aO₂之间的关系。

组织体总的吸收系数可以写成是各层组织吸收系数的加权总和。用公式表示为：

${\mathrm{\μ}}_a=V_a\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}+V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}}---\left(1\right)$

其中V_a和V_v分别为动脉血和静脉血的体积分数，

为除去血液外其他组织的吸收系数，

为动脉血吸收系数，

为静脉血吸收系数，且有：

${\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}=H\×[S_a{O}_2\×{\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{HbO}}_2\right)+(1-S_a{O}_2)\×{\mathrm{\μ}}_a\left(\mathrm{Hb}\right)]---\left(2\right)$

${\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}=H\×[S_v{O}_2\×{\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{HbO}}_2\right)+(1-S_v{O}_2)\×{\mathrm{\μ}}_2\left(\mathrm{Hb}\right)]---\left(3\right)$

其中H为血细胞比容，μ_a(HbO₂)为血细胞中含氧血红蛋白的吸收系数，μ_a(Hb)为血细胞中还原血红蛋白的吸收系数，SaO2是动脉血氧饱和度，SvO2是静脉血氧饱和度。

当动脉血管收缩时，可近似看成动脉血管体积分数V_a＝0，带入公式(1)可以得到最小吸收系数

${\mathrm{\μ}}_{a\min }=V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}}---\left(4\right)$

动脉血管舒张时，吸收系数为动脉血、静脉血和无血组织吸收系数的和，设此时的V_a＝0.1，由公式(1)可得最大吸收系数

${\mathrm{\μ}}_{a\max }=V_a\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}+V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}}---\left(5\right)$

2)建立反射光强R(ρ)与组织体吸收系数μ_a之间的关系。

本发明采用半无限组织层模型模拟手指。将光源简化看作为一个单色点光源，其波长分别在光谱的红光和近红外光区域。在反射情况下，探测器与光源在同一直线上，径向距离为ρ。探测器为反射式探测器，探测方式为源、探在手指同侧。在半限组织层上应用扩散方程，利用全空间解和镜像原理及外推边界法求解。

由扩散方程模型组织体出射光光强的理论值的表达式为：

$R\left(\mathrm{\ρ}\right)=-\frac{1}{4\mathrm{\π}}{\mathrm{\Σ}}_{m=-\∞}^{+\∞}[z_{3,m}{({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}^{-\frac{3}{2}}\×\{1+{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}\×\exp \{-{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_s({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}-$

$z_{4,m}{({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}^{-\frac{3}{2}}\×\{1+{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}\×\exp \{-{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}---\left(6\right)$

式中D为扩散系数，ρ为光源和探测器的径向距离，μ_a和μ′_s为皮肤组织整体的吸收系数和约化散射系数，z_x，m为适应漫射方程边界条件的对偶极子，对于相同的m，z_3，m和z_4，m为一对对偶极子，m可不加任何限制的取值，这里在保证精度的前提下为计算简便只取三组即m＝0，±1。这样就建立了反射光强R(ρ)与组织体吸收系数μ_a之间的关系。

当μ_a取最小值μ_amin时，反射光强R(ρ)可以取到最大值R_max(ρ)；当μ_a取最大值μ_amax时，反射光强R(ρ)可以取到最小值R_min(ρ)；

3)建立R值与R(ρ)之间的关系。

组织体吸收系数R值可由最大反射光强R_max(ρ)与最小反射光强R_min(ρ)表示，从而建立起S_aO₂与R的一一对应的关系，据此做出体现二者关系的定标曲线。

2、采集红光波长及近红外光波长下脉搏波信号；

3、对近红外光波长下脉搏波信号波形进行特征检测，提取出的峰值即为反射光强的最大、最小值。

4、计算血氧饱和度系数

$R=\frac{(R_{\max }^r-R_{\min }^r)/R_{\max }^r}{(R_{\max }^{\mathrm{ir}}-R_{\min }^{\mathrm{ir}})/R_{\max }^{\mathrm{ir}}}---\left(7\right)$

其中

为红光照射下的最大反射光强，

为红光照射下的最小反射光强；

为近红外光照射下的最大反射光强，

为近红外光照射下的最小反射光强。

5、将实际测量计算得到的R值带入到步骤1建立的定标曲线中，即可实时得到所需的血氧饱和度值。

Claims (1)

1.一种基于扩散理论的反射式脉搏血氧检测方法，包括下列步骤：

(1)建立组织体吸收系数μ_a和S_aO₂之间的关系：

定义组织体吸收系数μ_a为其中V_a和V_v分别为动脉血和静脉血的体积分数，

为除去血液外其他组织的吸收系数，

为动脉血吸收系数，

为静脉血吸收系数，且有：

${\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}=H\×[S_a{O}_2\×{\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{HbO}}_2\right)+(1-S_a{O}_2)\×{\mathrm{\μ}}_a\left(\mathrm{Hb}\right)],$

${\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}=H\×[S_v{O}_2\×{\mathrm{\μ}}_a\left({\mathrm{HbO}}_2\right)+(1-S_v{O}_2)\×{\mathrm{\μ}}_a\left(\mathrm{Hb}\right)],$

其中H为血细胞比容，μ_a(HbO₂)为血细胞中含氧血红蛋白的吸收系数，μ_a(Hb)为血细胞中还原血红蛋白的吸收系数，SaO2是动脉血氧饱和度，SvO2是静脉血氧饱和度；

设动脉血管体积分数V_a＝0，得到最小吸收系数公式 ${\mathrm{\μ}}_{a\min }=V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}};$

设动脉血管舒张时V_a＝0.1，得到最大吸收系数公式

${\mathrm{\μ}}_{a\max }=0.1\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{art}}+V_v\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{ven}}+[1-(V_a+V_v)]\×{\mathrm{\μ}}_a^{\mathrm{tis}};$

(2)建立反射光强R (ρ)与组织体吸收系数μ_a之间的关系：

由扩散方程模型组织体出射光光强的理论值的表达式为：

$R\left(\mathrm{\ρ}\right)=-\frac{1}{4\mathrm{\π}}{\mathrm{\Σ}}_{m=-\∞}^{+\∞}[z_{3,m}{({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}^{-\frac{3}{2}}\×\{1+{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}\×\exp \{-{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_s({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{3,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}-$

$z_{4,m}{({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}^{-\frac{3}{2}}\×\{1+{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_s({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}\×\exp \{-{\left[\frac{{\mathrm{\μ}}_a({\mathrm{\ρ}}^2+{z_{4,m}}^2)}{D}\right]}^{\frac{1}{2}}\}$

式中D为扩散系数，ρ为光源和探测器的径向距离，μ_a和μ′_s为皮肤组织整体的吸收系数和约化散射系数；

当μ_a取最小值μ_amin时，反射光强R(ρ)取到最大值R_max(ρ)；当μ_a取最大值μ_amax时，反射光强R(ρ)取到最小值R_min(ρ)；

(3)建立R值与R(ρ)之间的关系

将组织体吸收系数R值由最大反射光强R_max(ρ)与最小反射光强R_min(ρ)表示，建立起S_aO₂与R的一一对应的关系，据此做出体现二者关系的定标曲线；

(4)采集红光波长及近红外光波长下脉搏波信号；

(5)对红外光波长下脉搏波信号波形进行特征检测，提取出的峰值即为反射光强的最大、最小值；

(6)计算血氧饱和度系数其中，

为红光照射下的最大反射光强，

为红光照射下的最小反射光强；

为近红外光照射下的最大反射光强，

为近红外光照射下的最小反射光强；

(7)将第(6)步实际测量得到的R值带入到上述定标曲线中，实时得到所需的血氧饱和度值。

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