人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张, 使血流压力以波的形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播, 这种波称为脉搏波。脉搏波所呈现出的形态、强度、速率和节律等方面的综合信息, 很大程度上反映出人体心血管系统中许多生理病理的血流特征。
传统的脉搏测量采用脉诊方式, 中医脉象诊断技术就是脉搏测量在中医上卓有成效的应用, 但是受人为的影响因素较大, 测量精度不高。无创测量（Noninvasive Meas2urement s） 又称非侵入式测量或间接测量, 其重要特征是测量的探测部分不侵入机体, 不造成机体创伤, 通常在体外, 尤其是在体表间接测量人体的生理和生化参数。
生物医学传感器是获取生物信息并将其转换成易于测量和处理信号的一个关键器件。光电式脉搏传感器是根据光电容积法制成的脉搏传感器, 通过对手指末端透光度的监测, 间接检测出脉搏信号。光电式脉搏传感器具有结构简单、无损伤、可重复好等优点, 本文讨论的就是基于光电式脉搏传感器的设计和具体实现。
2 光电式脉搏传感器的原理和结构
2.1 光电式脉搏传感器的原理
根据朗伯比尔（Lamber Beer） 定律, 物质在一定波长处的吸光度和他的浓度成正比。当恒定波长的光照射到人体组织上时, 通过人体组织吸收、反射衰减后测量到的光强将在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征。
脉搏主要由人体动脉舒张和收缩产生的, 在人体指尖, 组织中的动脉成分含量高, 而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄, 透过手指后检测到的光强相对较大,因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。
手指光吸收量变化示意图传感器技术戴君伟等: 光电脉搏传感器的研制和噪声分析手指组织可以分成皮肤、肌肉、骨骼等非血液组织和血液组织, 其中非血液组织的光吸收量是恒定的, 而在血液中, 静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱的, 可以忽略, 因此可以认为光透过手指后的变化仅由动脉血的充盈而引起的, 那么在恒定波长的光源的照射下, 通过检测透过手指的光强将可以间接测量到人体的脉搏信号。
2.2 光电式脉搏传感器的结构
从光源发出的光除被手指组织吸收以外, 一部分由血液漫反射返回。其余部分透射出来。光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式2 种, 其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置,接收的是透射光, 这种方法可较好地反映出心律的时间关系, 但不能精确测量出血液容积量的变化; 反射式的发射光源和光敏器件位于同一侧, 接收的是血液漫反射回来的光, 此信号可以精确地测得血管内容积变化。本文讨论的是透射式脉搏传感器, 侧重于脉搏信号的测量。
3 光电式脉搏传感器的制作
3.1 光敏器件
光电式脉搏传感器由于采用不同的光敏元件有着多种实现方法, 其中光敏元件主要有光敏电阻、光敏二极管、光敏三极管和硅光电池。在传统的光电式脉搏传感器设计中, 通常采用的是独立光敏元件, 利用半导体的光电效应改变输出的电流, 通常光敏元器件输出的电流极低, 容易受到外界干扰, 而且对后续的放大器的要求比较严格, 需要放大器空载时的电流输出较小, 避免放大器空载输出电流对脉搏信号测量的干扰, 这样对于普通的放大器就不能直接应用在光敏元件的后端。
在本文中, 采用一种新型的光敏元件OPT101 , 该元件将感光部件和放大器集成在同一个芯片内部, 这种集成化的设计方式有效地克服了后端运算放大器空载电流输出对光敏部件输出电流的影响, 而且芯片输出的电压信号可以通过外部的精密电阻进行调节, 有利于芯片适应整体的电路设计, 同时芯片的集成化设计也能够减小系统的功耗。
3.2 发射光源
光电式脉搏传感器主要由光源、光敏器件, 以及相应的信号调理控制电路构成。为了充分利用器件的效果, 光源和光敏元件的选择是综合考虑的, 光源的波长应该落在光敏元件检测灵敏度较高的波段内, 图4 为OPT101 的光波长响应曲线。
脉搏信号主要由动脉血的充盈引起, 而血液中还原血红蛋白（ Hb） 和氧合血红蛋白（ HbO2 ） 含量变化将造成透光率的变化, 当氧合血红蛋白和还原血红蛋白对光的吸收量相等时, 透射光的强度将主要由动脉血管的收缩和舒张引起, 此时能够比较准确地反映出脉搏信号。图5 为血红蛋白的光吸收曲线, 从图中可以看出, 血液中HbO2 和Hb 对于不同波长光的吸收系数的差异明显, 而且2 条曲线好几个不同的交点, 考虑到在805 nm 波长处, 血红蛋白的光吸收率比较低, 那么透射过手指的光强较大, 有利于光敏器件的接收, 因此发射光源的波长选择为805 nm。
3.3 恒流源控制电路
在脉搏信号测量过程中, 为了尽量减少光源供电波动对测量脉搏信号的影响, 需要恒流电路[4] 来控制光源的稳定供电, 使在脉搏测量过程中, 发射光源发出的光强是恒定的。
图6 为恒流源电路, 在电路中R1 两端的电压值恒等于稳压二极管D1 的稳压值,因此流经R1 的电流值恒定,控制使三极管Q1 处于放大状态, 那么流过发光二极管D3 的电流值恒定,因此发光二极管D3 能输出稳定光强的光。
3.4 脉搏信号调理电路
芯片OPT101 中输出的脉搏信号为直流和交流叠加的混合电压信号, 其中交流信号中包含了脉搏信息, 因此信号调理电路先要滤除叠加的直流信号, 再对交流信号进行放大。滤除直流信号可以通过一个电容来实现, 但是电容在隔直流的同时可能造成脉搏信号的部分失真。较为理想的方式是采用一个减法器来实现绝大部分直流电平的滤除, 由于不同受试者的手指的透光率不同, 测量到的直流电平不同, 因此需要一个来实现相应的直流电平的滤除,本文就是采用可控直流电平输出和减法器来实现脉搏信号的提取。在得到包含有脉搏信号的交流信号后, 只要通过简单的放大电路和低通滤波电路即可实现脉搏信号的提取。
4 光电式脉搏传感器的实验测量和噪声分析
在测量过程中, 前端测量到的脉搏信号十分微弱, 容易受到外界环境干扰, 因此需要对脉搏传感器的干扰噪声进行分析, 从光电式脉搏传感器设计的技术角度减少干扰, 使之能够准确测量到脉搏信号。光电式脉搏传感器的干扰主要有测量环境光干扰、电磁干扰、测量过程运动噪声, 下面对上述情况结合实验测量做进一步的分析。
4.1 环境光对脉搏传感器测量的影响
在光电式脉搏传感器中, 光敏器件接收到的光信号不仅包含脉搏信息的透射光信号, 而且包含测量环境下的背景光信号, 由于动脉搏动引起的光强变化比背景光的变化微弱得多, 因此在测量过程当中要保持测量背景光的恒定, 减少背景光的干扰。
测量环境下的背景光包含环境光和在测量过程中引起的二次反射光。为了减少环境光对脉搏信号测量的影响, 同时考虑到传感器使用的方便性, 采用密封的指套式的包装方式, 整个外壳采用不透光的介质和颜色, 尽量减小外界环境光的影响。为了避免测量过程中的二次反射光的影响, 在指套式传感器的内层表面涂上一层吸光材料, 这样能有效减少二次反射光的干扰。
由图7 的图形明显可知, 加上指套式外壳后的脉搏传感器测量到的脉搏波形比较平滑。这是因为加指套式的脉搏传感器中环境光在测量过程中基本上不受外界环境光的影响, 而且能够有效减少二次反射光, 使照射到手指上的光波长单一, 所以得到的脉搏信号较为稳定, 没有明显的重叠杂波信号, 能够很好地体现出脉搏波形的特征。
4.2 电磁干扰对脉搏传感器的影响
通过光电转换得到的包含脉搏信息的电信号一般比较微弱, 容易受到外界电磁信号的干扰, 在传统的光电式脉搏传感器电路中, 由于光敏器件和一级放大电路是分离的, 那么在信号的传递过程就很容易受到外界电磁干扰,通常在一级放大电路采用电磁屏蔽的方式来消除电磁干扰。本系统采用了新型的光敏器件, 在芯片内部集成光敏器和一级放大电路, 有效地抑制了外界电磁信号对原始脉搏信号的干扰。
工频干扰是电路中最常见的干扰, 脉搏信号变化缓慢, 特别容易受到工频信号的干扰, 因此对工频信号干扰的抑制是保证脉搏信号测量精度的主要措施之一。通常脉搏信号的频率范围在013～30 Hz 之间, 小于工频50 Hz ,因此通过低通滤波器可以有效滤除工频干扰, 这在信号调理电路中容易实现; 同时可以在控制电路中对光源进行脉冲调制。这样不但能够降低系统的功耗, 而且能够在一定程度上减小外界的电磁干扰。在脉搏信号数据采集后, 可以通过数据处理法方法进一步滤除工频信号的干扰。
4.3 测量过程中运动噪声
在测量过程当中, 通常情况下手指和光电式脉搏传感器可能产生相对的运动, 这样对脉搏测量产生误差, 可以通过2 个方面减少运动噪声误差: 一是改善指套式传感器的机械抗运动性, 比如说使指套能够更紧的夹在手指上, 不易松动; 二是从脉搏信号处理的角度, 通过算法来减小误差,对于传感器的设计, 现在采用的主要是第一个途径。
5 结 语
无创伤监护技术将是未来医学工程发展的重要方向,而人体脉搏信号中包含丰富的生理信息, 也逐渐引起了临床医生的很大兴趣。光电容积法（ PPG） 是当今测量脉搏信号的一种有效途径, 也可以通过这种方法测量血氧饱和度, 氧分压、心搏出量等生理信号, 为临床诊断提供了强有力的技术支持。最近, 日本学者又提出了以脉搏波传导速度与血压的相关性来间接测量血压, 用检测分析脉搏波的方法估计血压的课题, 足见脉搏检测的应用有着良好的发展前景。
脉搏检测中关键技术是传感器的设计与传感器输出的微弱信号提取问题, 本文对脉搏传感器的设计进行了初步的探讨并取得了可喜的实验结果。实验证明: 采用本文这种方法能够较好地测量出脉搏信号, 为脉搏信息的进一步提取提供了有利的前提。
