專利名稱：一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置和測量方法
技術領域：
本發明涉及一種方波調制光電脈搏容積波測量裝置和測量方法。
背景技術：
光電容積脈搏波(Photo Plethysmo Graphy，以下簡稱PPG)是一種重要的生理信號，廣泛地應用對心血管系統和血液成分進行分析。如對血氧飽和度的測量中就是采用2 種或2種以上的LED(發光二極管)測量PPG而實現的。在這些測量中通常采用時分方式采集PPG并消除背景光的干擾。發明人在實現本發明的過程中發現，現有技術中至少存在以下缺點和不足現有的多波長PPG的測量方法存在電路結構復雜、器件和工藝要求高、調試困難、 可靠性低、計算量大以及結果不夠準確等缺點。
發明內容
本發明要解決的技術問題在于提供一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置和測量方法，該測量裝置和測量方法可以實現高精度測量，且電路結構簡單、器件和工藝要求低、調試容易、可靠性高、計算量小等優點，詳見下文描述本發明提供了一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置，所述光電容積脈搏波測量裝置包括微處理器、至少2種發光二極管、光敏器件、電流/電壓轉換放大器和模數轉換器，所述微處理器輸出不同頻率且成2倍比率關系的方波，所述方波驅動所述至少2 種發光二極管，所述發光二極管發出的光經被測手指后被所述光敏器件接收，所述光敏器件轉換成電壓信號，所述電壓信號經所述電流/電壓轉換放大器轉換成預設幅值電壓信號，所述模數轉換器將所述預設幅值電壓信號轉換成數字信號，所述微處理器對所述數字信號進行處理，獲取光電容積脈搏波及其谷值和峰值，通過所述谷值和所述峰值得到光譜值。所述微處理器采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一種。本發明提供了一種方波調制光電容積脈搏波測量方法，所述方法包括以下步驟(1)微處理器采用不同頻率且成2倍比率關系的方波驅動至少2種發光二極管；(2)所述發光二極管發出的光經過被測手指后由光敏器件接收轉換成電壓信號， 所述電壓信號經過電流/電壓轉換放大器放大成預設幅值電壓信號；(3)所述預設幅值電壓信號經模數轉換器轉換成數字信號送入所述微處理器；(4)所述微處理器對所述數字信號進行分離處理得到光電容積脈搏波并消除背景光的干擾；(5)根據所述光電容積脈搏波獲取谷值和峰值；(6)對所述谷值和所述峰值進行計算得到吸光度差值，通過所述吸光度差值獲取光譜值。
本發明提供的一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置和測量方法，與現有技術相比具有如下的優點本發明依據朗伯-比爾定律，采用方波頻分調制和數字解調技術設計一種方波調制多波長發光二極管的光電容積脈搏波及其谷值和峰值，通過谷值和峰值得到光譜值的裝置和測量方法，具有測量精確、電路簡單、無需調試、工藝性好以及成本低廉的特點。
圖1為本發明提供的計算吸光度的原理示意圖2為本發明提供的--種方波調制光電容積脈搏波測量裝置的結構示意圖3為本發明提供的分離不同波長光電容積脈搏波的示意圖4為本發明提供的--種方波調制光電容積脈搏波測量方法的流程圖5為本發明提供的--種方波調制光電容積脈搏波測量裝置的另一結構示意圖
附圖中各標號所代表的部件列表如下
1 微處理器；2 發光二極管；
3 光敏器件；4:電流/電壓轉換放大器；
5 模數轉換器；PX. 1 1/0 口 ；
PX2 1/0 口 ；PX. η 1/0 口 ；
PX3 1/0 口 ；PX. 4 1/0 口 ；
Rl第一電阻；VCC 電源；
R2第二電阻；R3 第三電阻；
R4第四電阻；R5 第五電阻；
R6第六電阻；Cl 第一電容；
C2第二電容；Dl 第一發光二極管；
D2第二發光二極管；D3 第三發光二極管；
D4第四發光二極管；Al 運算放大器；
PY 口 1/0 口。
具體實施例方式為使本發明的目的、技術方案和優點更加清楚，下面將結合附圖對本發明實施方式作進一步地詳細描述。由于動脈的脈動現象，使血管中血流量呈周期性變化，而血液是高度不透明液體， 因此脈搏搏動的變化必然引起吸光度的變化，如圖1所示。考慮動脈血管充盈度最低狀態，來自光源的入射光沒有被脈動動脈血液吸收，此時的出射光強Imax最強，可視為脈動動脈血液的入射光I ；而動脈血管充盈度最高狀態對應光電脈搏波的谷點，即脈動動脈血液作用最大的時刻，此時的出射光強Imin最弱，為脈動動脈血液的最小出射光強I。所以，通過記錄動脈充盈至最大與動脈收縮至最小時的吸光度值，就可以消除皮膚組織、皮下組織等一切具有恒定吸收特點的人體成分對于吸光度的影響。根據修正的朗伯-比爾定律，設I” I分別為入射光強和出射光強，α為分子消光系數，c為各成分濃度，1為光在組織中的平均光路長，G是由散射引起的光損失，則吸光度 A可表示為
A = -lg— = -2.303acl + G(1)
Iq設生物組織的吸收系數為μ a，則μ a = α c，代入式(1)可得A = -2. 303 μ al+G(2)在光透射檢測中，吸光度主要由被透射組織的吸收與散射構成，其中血液散射相對較小，可忽略不計。這樣，G僅僅由除了脈動動脈血外的組織貢獻，在測量過程中保持不變。設除脈動動脈血外的被透射組織共η層，第i層的吸收系數為μ ti，動脈血的吸收系數為μ ab，一個光電脈搏波周期上動脈充盈時最大光路長為Imax，動脈收縮時的最小光路長為 Imin，則動脈充盈時吸光度A1和動脈收縮時吸光度A2可分別表示為
A = -2.303^ ^Zmax - 2.303&/max + G(3)
A = -2.303^^/mm -2303Uablmm +G(4)
i=\設1為Imax與Imin之差。由于除了脈動動脈血液以外的其他組織基本穩定，不進行周期變化，因此該部分在動脈充盈和收縮時對吸光度沒有影響，即式C3)和式(4)中的第一個分量相等。則動脈充盈時的吸光度和動脈收縮時的吸光度之差為Δ A = A1-A2 = -2. 303 μ ab (Imax-Imin) = _2· 303 μ abl(5)在上面的推導過程中，非脈動血液和各層組織的吸收和散射的吸光度分量都被消掉了，動脈充盈時和動脈收縮時的吸光度差值ΔΑ僅由動脈血的脈動吸收部分貢獻，主要反映脈動的動脈血的吸收變化。在本質上相當于在被透射組織中、皮膚、肌肉以及靜脈血液等除脈動動脈血液外的其他組織的影響都被去除了，只留下純粹的脈動動脈血部分來進行吸光度差值ΔΑ的測量。這樣一來，皮膚、骨骼和肌肉等個體差異的影響都被去除了。設入射光強為Itl，動脈充盈時檢測光強和動脈收縮時檢測光強分別為Imin和Imax， 則動脈充盈時的吸光度和動脈收縮時的吸光度差值ΔΑ為
M = A1-A2=- lg(-^) = Igi^l(6)
minmax\ min J測量各個光電容積脈搏波的谷值Imin和峰值Imax即可得到光電容積脈搏波所對應的吸光度差值ΔΑ，可以得到由ΔΑλ1、ΔΑλ2……成的光譜值。一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置，參見圖2，該方波調制光電容積脈搏波測量裝置包括微處理器1、至少2種發光二極管2、光敏器件3、電流/電壓轉換放大器4和模數轉換器5，微處理器1輸出不同頻率且成2倍比率關系的方波，方波驅動至少2種發光二極管2，發光二極管2發出的光經被測手指后被光敏器件3接收，光敏器件3轉換成電壓信號，電壓信號經電流/電壓轉換放大器4轉換成預設幅值電壓信號，模數轉換器5將預設幅值電壓信號轉換成數字信號，微處理器1對數字信號進行處理，獲取光電容積脈搏波及其谷值和峰值，通過谷值和峰值得到光譜值。其中，發光二極管2的數量大于等于2。具體實現時，發光二極管2的數量根據實際應用中的需要進行設定，本發明實施例對此不做限制。其中，預設幅值根據實際應用中的需要進行設定，具體實現時，本發明實施例對此不做限制。其中，微處理器1可以采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一種。一種方波調制光電容積脈搏波測量方法，參見圖3和圖4，該方法包括以下步驟101 微處理器1采用不同頻率且成2倍比率關系的方波驅動至少2種發光二極管 2 ；102 發光二極管2發出的光經過被測手指后由光敏器件3接收轉換成電壓信號， 電壓信號經過電流/電壓轉換放大器4放大成預設幅值的電壓信號； 103電壓信號經模數轉換器5轉換成數字信號送入微處理器1 ；104 微處理器1對數字信號進行分離處理得到光電容積脈搏波并消除背景光的干擾；105 根據光電容積脈搏波獲取谷值和峰值；為簡便說明起見，以4種波長發光二極管2為例進行說明，假定λ 1、λ 2、λ 3禾口 λ 4波長的發光二極管的驅動方波頻率分別為8倍f、4倍f、2倍f、l倍f。假定模數轉換器5的采樣頻率為fs，且fs = 2f，并保證在λ 1驅動信號高、低電平中間采樣。數字信號序列Ai可以表示為
Dti = Df1 + Df2 + Df3 + Df4 + Df(7)其中，憂1、Df2、D尸和^4分別為波長λ 1、λ 2、λ 3禾Π λ 4的光電容積脈搏波， As為背景光和光敏器件3的暗電流、電流/電壓轉換放大器4的失調電壓的總和信號(簡稱背景信號)。假定采樣頻率fs遠高于調制方波信號和背景光的變化頻率，在最低驅動信號頻率的一個周期可以近似認為各路方波信號的幅值和背景光信號的幅值不變。以最前16個采樣數據為例r DM = DM = DM = DM = DM = Dxi = Dxi = Dxi = Dxi
(MMl M 3 M 5 1^A
Dm = Dm = Dm = Dm = Dm = Dm = Dm =Dm =0
ljI ljA U6 J^s -L^10 I-J11-Ly16 yJ
Dx2 = Dx2 = Dx2 = Dx2 = Dx2 = Dx2 = Dx2 = Dx2 = Dx2
ljI ljI ljS U6 I-J9 -tvIO "13 "14 ljA
Df = Df = Df = Dl1 = D^ = Df22 = D1]2 = Df62 = 0 < Df3 = Df = Df = Df = Df = D^ = D^ = Df23 = Df(8)
Df = Df = Df = Df = Df33 = Df43 = D^ = D^ = 0 D1"4 = Df = D3"4 = Df = D》4 = D164 = Df = D^4 = Df Dm - ηΛ4 - ηΛ4 - ηΛ4 - ηΛ4 - ηΛ4 - ηΛ4 - ηΛ4 - η
"9 ~ ljV) - ljW - ljM _"13 _"14 _ "15 _ "16
\ DB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB _ dB 、“1 - ljI _ "3 - ljA _ "5 _ "6 - ljI _ "8 _ "9 _ Mo _ Ml ~ M2 _ "13 _ "14
—Db _ dB _ dB
--- LJa其中，Dj1、Df、Df、Dj4和叱分別為波長λ 1、λ 2、λ 3禾口 λ 4的光信號和
背景信號的幅值。換言之，以順序每16個數字信號為一組進行運算Dl6n+l — Dl6n+2 + ~ ^ 6η+4 ^16n+5 _ ^16n+6 ^16n+7 _ ^16n+8 ^16n+9 _ ^16n+10 +
D16n+U ~Dl6n+l2 +D16n+13 -D16n+14 +D16n+15 -D^6=Wfn =0,1,2...... (9)即得到8倍的波長λ 1的光電容積脈搏波D=，而且完全消除了背景信號Af的影響。-Dl6n+l + Dl6n+2 ~ Dl6n+ ) — D16n+4 + Dl6n+i + Dl6n+6 — Dl6n+1 — Dl6n+i + D16n+9 + Dl6n+W —
Dl6n+ll ~Dl6n+u +D16n+13 +D16n+14 -D16n+15 -D16n+16 = ^Dfn =0,1,2...... (10)即得到8倍的波長λ 2的光電容積脈搏波Df，而且完全消除了背景信號Af的影響。Dl6n+l + Dl6n+2 +^ 6η+4 ~ ^16n+5 _ ^16n+6 _ ^16n+7 _ ^16n+8 ^16n+9 Μδη+ΙΟ +
D16n+U +D16n+U ~D16n+13 -D16n+14 -D16n+15 -UDfn =0,1,2...... (11)即得到8倍的波長λ 3的光電容積脈搏波Di3，而且完全消除了背景信號Af的影響。Dl6n+l + Dl6n+2 + ^ 6η+4 ^16n+5 ^16n+6 ^16n+7 ^16n+8 _ ^16n+9 _ ^16n+10 ~~
Αδη+Π _ Αδη+12 _ Αδη+13 _ Αδη+14 _ Αδη+15 _ Αδη+16 = ^^An W—0,1,2...... (12)即得到8倍的波長λ 4的光電容積脈搏波Di4，而且完全消除了背景信號Af的影響。分別計算波長λ 1、λ 2、λ 3和λ 4的光電容積脈搏波的谷值和峰值=Imin；u、Imax；u、
IfliinA 2Λ ImaxA 2 Λ IfliinA 3Λ ^maxA 3Λ IfliinA 4 和 ^maxA 4 ‘106:對谷值和峰值進行計算得到吸光度差值，通過吸光度差值獲取光譜值。
采用公式(6)計算各個波長的吸光度差值ΔΑλ1、ΔΑλ2.......ΔΑλη，并由吸光度
差值構成光譜值。如圖5所示，一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置采用了 4種發光二極管2，微處理器1的四個I/O 口 PX. UPX. 2、PX. 3和PX. 4分別通過第一電阻Rl、第二電阻R2、第三電阻R3和第四電阻R4驅動第一發光二極管Dl、第二發光二極管D2、第三發光二極管D3和第四發光二極管D4，第一發光二極管D1、第二發光二極管D2、第三發光二極管D3和第四發光二極管D4發出的光透光被測手指被光敏傳感器3所接收，光敏傳感器3所接收的信號經過由運算放大器Al、第一電容Cl、第二電容C2、第五電阻R5和第六電阻R6所組成的電流/ 電壓轉換放大器4轉換成預設幅值電壓信號，然后模數轉換器5以最高驅動發光二極管2 頻率的二倍速度將預設幅值電壓信號轉換成數字信號通過PY 口送入到微處理器1。數字信號在微處理器1先分離出不同波長光電容積脈搏波每順序獲取的16個數字信號為一組， 按照- Dl6n+2 + ^16^+3 _ ΜδΜ+4 η+5 ~ ^16η+6 ^\βη+ ~^\βη+9 ~+
-^\6η+\\ ~ ΜδΜ+12 +Dl6M+13 _ ^\6n+\4 ^\6n+\5 ~ ^\6n+\6 ~ ^^An/7—0,1,2......^16^+1 ΜδΜ+2 _ ^16η+3 ~^\βη+5 ^16η+6 ~ ^\βη+ ~^\βη+9 Μδ^+ΙΟ -
-^\6η+\\ ~ ΜδΜ+12 +Dl6M+13 ^\6n+\4 ~ ^\6n+\5 ~ ^\6n+\6 ~ ^^An/7—0,1,2......^16^+1 ^\6n+2 +Dl6M+3~ ^\βη+5 ~ ^16η+6 ~ ^\βη+ ~^\βη+9 Μδ^+ΙΟ +
-^\6n+\\ ΜδΜ+12 _ ^16m+13 _ ^\6n+\4 ~ ^\6n+\5 ~ ^\6n+\6 ~ ^^An/7—0,1,2......^16^+1 ^\6n+2 +Dl6M+3^\βη+5 ^16η+6 ^\βη+ ~ ^\βη+9 ~ ^I6n+10 -
-^\6n+\\ ~ -^\6n+\2 ~ ^16m+13 _ ^\6n+\4 ~ ^\6n+\5 ~ ^\6n+\6 ~ ^^An/7—0,1,2......即分別得到8倍的波長λ 1、λ 2、λ 3和λ 4的光電容積脈搏波、Dfn、Ζ)丄3和 daa，而且完全消除了背景信號Af的影響。得到各個波長的光電容積脈搏波，據此計算出λ 1、λ 2、λ 3和λ 4的光電容積脈搏波白勺存值和峰值Ιη ηλ1、Ι·λ1、IminA2、ImaxA2、Ιπ ηλ3、ImaxA3、Ιπ ηλ4 和 ImaxA4°再由IminM、ImaxM、IminA2、ΙΜχλ2、Ι-λ3、Ι_λ3、IminA4 和 Ι_λ4 計算各個波長所對應的吸光度差值ΔΑ，可以得到由吸光度差值ΔΑλ1、ΔΑλ2……成的光譜值。綜上所述，本發明實施例提供了一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置和測量方法，本發明實施例依據朗伯-比爾定律，采用方波頻分調制和數字解調技術設計一種方波調制多波長發光二極管的光電容積脈搏波及其谷值和峰值，通過谷值和峰值得到光譜值的裝置和測量方法，具有測量精確、電路簡單、無需調試、工藝性好以及成本低廉的特點。本領域技術人員可以理解附圖只是一個優選實施例的示意圖，上述本發明實施例序號僅僅為了描述，不代表實施例的優劣。以上所述僅為本發明的較佳實施例，并不用以限制本發明，凡在本發明的精神和原則之內，所作的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。
權利要求
1.一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置，其特征在于，所述光電容積脈搏波測量裝置包括微處理器、至少2種發光二極管、光敏器件、電流/電壓轉換放大器和模數轉換器，所述微處理器輸出不同頻率且成2倍比率關系的方波，所述方波驅動所述至少2種發光二極管，所述發光二極管發出的光經被測手指后被所述光敏器件接收，所述光敏器件轉換成電壓信號，所述電壓信號經所述電流/電壓轉換放大器轉換成預設幅值電壓信號，所述模數轉換器將所述預設幅值電壓信號轉換成數字信號，所述微處理器對所述數字信號進行處理，獲取光電容積脈搏波及其谷值和峰值，通過所述谷值和所述峰值得到光譜值。
2.根據權利要求1所述的一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置，其特征在于，所述微處理器采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一種。
3.一種用于權利要求1所述的一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置的測量方法，其特征在于，所述方法包括以下步驟(1)微處理器采用不同頻率且成2倍比率關系的方波驅動至少2種發光二極管；(2)所述發光二極管發出的光經過被測手指后由光敏器件接收轉換成電壓信號，所述電壓信號經過電流/電壓轉換放大器放大成預設幅值電壓信號；(3)所述預設幅值電壓信號經模數轉換器轉換成數字信號送入所述微處理器；(4)所述微處理器對所述數字信號進行分離處理得到光電容積脈搏波并消除背景光的干擾；(5)根據所述光電容積脈搏波獲取谷值和峰值；(6)對所述谷值和所述峰值進行計算得到吸光度差值，通過所述吸光度差值獲取光譜值。
全文摘要
本發明公開了一種方波調制光電容積脈搏波測量裝置和測量方法，微處理器輸出不同頻率且成2倍比率關系的方波，方波驅動至少2種發光二極管，發光二極管發出的光經被測手指后被光敏器件接收，光敏器件轉換成電壓信號，電壓信號經電流/電壓轉換放大器轉換成預設幅值電壓信號，模數轉換器將預設幅值電壓信號轉換成數字信號，微處理器對數字信號進行處理，獲取光電容積脈搏波及其谷值和峰值，通過谷值和峰值得到光譜值；測量方法包括微處理器對數字信號進行分離處理得到光電容積脈搏波并消除背景光的干擾；根據光電容積脈搏波獲取谷值和峰值；對谷值和峰值進行計算得到吸光度差值，通過吸光度差值獲取光譜值。具有測量精確、電路簡單以及成本低廉。
文檔編號A61B5/1455GK102389313SQ20111023639
公開日2012年3月28日 申請日期2011年8月17日 優先權日2011年8月17日
發明者劉近貞, 周梅, 李剛, 林凌, 郝麗玲 申請人:天津大學