指端光电容积脉搏波测量实验
光电容积脉搏波描记法原理及其在临床上的应用
光电容积脉搏波描记法原理及其在临床上的应用罗志昌张松杨益民李旭雯本文作者罗志昌先生北京工业大学生物医学工程中心教授张松先生副研究员杨益民先生助理研究员李旭雯女士助理研究员关键词: 光电容积脉搏波描记法一前言光电容积脉搏波描记法(PhotoPlethysmoGraphy PPG)是借光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方法当一定波长的光束照射到指端皮肤表面时光束将通过透射或反射方式传送到光电接收器在此过程中由于受到指端皮肤肌肉和血液的吸收衰减作用检测器检测到的光强度将减弱其中皮肤肌肉组织等对光的吸收在整个血液循环中是保持恒定不变的而皮肤内的血液容积在心脏作用下呈搏动性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最小; 而在心脏舒张时正好相反检测到的光强度最大使光接收器接收到的光强度随之呈脉动性变化将此光强度变化信号转换成电信号便可获得容积脉搏血流的变化由此可见容积脉搏血流中包含有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我们研究人体循环系统重要的信息来源由于光电容积脉搏波描记法并不需要复杂而昂贵的仪器设备且操作简便性能稳定具有无创伤和适应性强等诸多优点因而受到国内外医学界的普遍重视引起工程科技人员的广泛兴趣自1938年Hertzman首次提出光电容积脉搏波描记法原理以来的半个多世纪中国内外的许多科研人员在此领域中做了大量的基础研究和临床应用研究工作应用领域亦由人体循环系统发展到呼吸系统在人体血压血流血氧脑氧肌氧血糖微循环外周血管脉率呼吸率和呼吸容量等的无创检测中都有很好的应用前景并由此开发出许多在临床上有实用价值的医疗仪器新产品本文将对此作一综述二与PPG有关的基础性研究工作1. 皮肤与血液光学性质的研究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为了深入了解PPG的信息实质就需要有关于皮肤与血液光学性质的知识1981年Anderson等人对皮肤的光学性质进行了系统的研究认为在皮肤的表皮真皮和皮下组织的三层结构中各有不同的光学性质并由此提出皮肤的光学模型: 在50~150µm薄薄的表皮层中只吸收光而不散射在其下的1~4mm的真皮层中骨胶原产生的散射光将起主要作用光的穿透深度主要由它决定体内血液中的血小板氧合血红蛋白和胆红素是真皮中可见光的主要吸收者研究表明不同波长的入射光对皮肤的穿透深度是不同的如波长为250nm的光束对皮肤的穿透深度仅为2µm而当波长为1000nm红外光时其穿透深度可达到1600µm见图1所示因而Giltvedt等人指出以往PPG都是用红外光束作光源在此波长下记录到的信号代表了整个皮肤厚度上的动脉搏动信息它分辨不出皮肤不同深度的动脉血管床的变化因而就难以解释许多有关生理病理和药物对所得结果的影响他们提出在PPG的测量中可以用不同波长的光束来记录皮肤不同深度动脉搏动信息并由此记录到皮肤的血压值和皮肤血管的特征频率血液的光学特性研究表明血液对光束的吸收主要决定于血红蛋白中的氧饱和程度血液中的血红蛋白主要以氧合血红蛋白(HbO2)和脱氧血红蛋白(Hb)两种形式存在在波长为600~1000nm的连续光谱中HbO2和Hb 的光吸收系数存在显著的差异见图2其中吸收最大的差异发生在波长630~660nm之间1979年Challoner用650nm和805nm两种光束比较其PPG信号得出805nm光束的PPG信号与血中的氧含量无关1983年Yoshiya等人首次利用人体血液中HbO2和Hb对660nm的红光和940nm的红外光不同波长光吸收峰值不同的特点用PPG信号测出人体的血氧饱和度理论上只要找到光通过血液时某一成分的本征吸收峰值就可应用PPG技术对血液成分实现无创检测2. 光源波长对PPG信号的影响在PPG的应用中由光源和光电接收器组成的探头将与皮肤相接触发射光束将在皮肤组织和血液中反射吸收和散射目前已成为商品的PPG仪器其光源通常都使用波长范围为800~ 960nm的光发射二极管(LED)到达光电接收器上的光信号被转换成PPG电信号它与探头下皮肤血流容积变化相关并包含以下两个分量:(1) 缓慢变化的直流分量(DC)它一般可以假设为探头下皮肤的总血容量实际是由动脉血的非脉动部分静脉血和毛细管血部分以及肌肉组织等三部分的光吸收组成(2) 脉动变化的交流分量(AC)它同步于心率可假设为与动脉血容量相关主要反映脉动血的吸收情况交流分量一般其幅值为直流分量的1~2%且叠加在直流分量上如图3所示1984年Giltvedt等人在950和560nm两种波长下研究了其PPG信号的差别由于不同波长光束的穿透深度不同不同波长光束的PPG信号反映出不同深度血管床的信息其中950nm反映出的是皮肤深部小动脉信息而560nm反映出的是浅部微动脉信息为了研究光源波长在不同皮肤温度下对PPG信号的影响1991年Lindberg等人在四种不同波长(480560633和825nm)和在冷水(13ºE)及热水(42ºE)刺激导致两种局部皮肤温度下对人体皮肤血流灌注进行了详细的研究实验结果表明在温度刺激下皮肤在较深层次的组织与表面间建立起温度梯度在皮肤不同血管层水平的血流灌注将依次给出不同的变化如短波长有较浅的穿透深度在此层次水平上容易受温度的影响PPG信号中的交流分量可以检测到皮肤灌注的较大变化而在长波光束的作用下有较深的穿透深度在此层次组织的血流灌注较少受温度的影响发生在皮肤浅表处的血流灌注变化将被深层次的血流变化所掩盖研究同时表明温度刺激对PPG信号中的直流分量不太敏感可以认为温度刺激对PPG交流分量变化的百分比将比直流分量变化的百分比大得多因而大部分应用PPG检测血流容积变化的医学仪器其光源都是采用波长较长的红外光发光二极管3. PPG信号波形特征的研究PPG信号波形特征主要指交流分量幅值与波形变化的特征由于它是在显示器屏幕上能直接观察到的波形信号因而很多人就把它当作PPG信号的全部来研究而对同样重要的PPG信号的直流分量往往反而被忽视研究表明PPG信号波形特征主要应由心血管状态决定同时它又会受到检测时的环境温度呼吸姿势运动负荷甚至一些心理因素如焦虑和恐惧等的影响检测时应该控制这些因素使对波形的影响减至最小如环境温度最好保持在23ºE手指温度保持在32ºE这是血管舒张的最佳指标为了保持呼吸有规律被检测个体应松弛吸气不要太深还应安排一个轻松的环境以消除异常波形与基线漂移1990年Sherebin等人在仔细控制了这些影响因素后得出在年青健康的个体中PPG波形特征为上升沿陡峭下降沿出现重搏波切迹随着年龄的增加上升沿开始变缓慢在同样变得缓慢的下降沿中重搏波切迹逐渐消失使波形更加圆滑这是由于年龄增加粥状硬化与血小板斑块积累而引起动脉树分叉点处反射能量变化造成的此外在静止和运动状态下对PPG 波形进行了频谱分析得出不同次数的谐波功率谱有明显的差异从频域特性中可以获得比时域特性更多的有用信息4. 容积脉搏血流的模型研究国内外对PPG 的研究目前大多只是集中在检测方法与实验结果的分析上对容积脉搏血流所可能包含的信息特征研究得较少更没有从容积脉搏血流模型机理方面对PPG 信号作较为深入的理论分析由于过去在建立心血管模型时模型的输出一般只考虑到中小动脉时为止其下游的小动脉微动脉和毛细血管往往简单地用一集中参数的外周阻力来表示而容积脉搏血流实际上是描述这些小动脉微动脉和毛细血管微循环内血液流动的总体情况因而单纯的集中参数外周阻力反映不出容积脉搏血流的流动特征与生理特征从而丢失了许多有关容积脉搏血流与微循环的信息虽然国内外对由此建立起来的心血管模型(弹性腔模型弹性管模型)进行了大量有关桡动脉脉搏波传播与血流机理的研究工作在时域和频域中提取出桡动脉压力的各种生理病理信息并开发出一系列的血流参数无创检测仪器在临床上获得较好的应用但由于已有的心血管模型中缺少一个能反映容积脉搏血流的环节使容积脉搏血流的研究工作落后于桡动脉脉搏压力的研究工作从而限制了容积脉搏血流机理及其应用的进一步发展1994年北京工业大学生物医学工程中心罗志昌等人根据弹性腔理论建立起一个容积脉搏血流的微循环模型它由R L C 两阶线性系统组成见图4所示其中R 表示血液由大动脉进入小动脉微动脉以及流经毛细血管进入静脉时所受到的全部阻力L代表血液在小动脉和微动脉中的流动惯性它反映了血液在微循环中流动变化的难易程度C 表征毛细血管网的顺应性是一个度量毛细血管可扩张度的生理指标模型的输入P in 是桡动脉的脉搏压力模型的输出Q out 是容积脉搏血流模型的数学表达式为in out out out P RLC Q LC dt dQ RC dt Q d 11122=++ 用脉搏压力传感器和光电容积脉搏传感器分别对不同年龄和不同生理条件个体测量其桡动脉压力P in 和指端容积脉搏血流Q out 作为模型的输入和输出对模型进行参数辨识得出不同年龄生理条件下的模型参数R L C 可能的数值范围通过对不同参数的血流模型进行数值计算可得出不同生理状态下的容积脉搏血流波形与数值与实测的容积脉搏血流相比较两者相当接近说明模型是可信的见图5 根据血流模型可对容积脉搏血流机理进行分析得出它包含两个分量其中直流分量反映心搏出量的大小是心输出量外周阻力血管弹性等血流参数的主要度量交流分量虽然较小但其波形变化却能反映出微循环的优劣程度模型研究表明在临床上通过直接检测容积脉搏血流来监测心血管心搏出量外周阻力和血管弹性等血流参数是可能的从而为开发一种新型多功能多参数监护仪器提供一种新的方法三 PPG 的各种临床应用1. 人体组织血氧状态的测量由于血液中氧合血红蛋白(HbO 2)和脱氧血红蛋白(Hb)在红光和红外光区(600~1000nm)有独特的吸收光谱(见图2)因而使PPG 成为研究组织中血液成分尤其是血氧状态的简单而有效的方法早在1940年MilliKan 即已开始研究从人体前额无创检测动脉血氧饱和度的原理性装置随后许多国家的研究人员对无创测量动脉血氧饱和度和组织血氧饱和度的装置进行了各自的研究在他们所采用的无论是透射光法和反射光法中都以朗伯比尔定律(The Lam-bert-Beer Law)和光散射理论为基础利用氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的光吸收系数的差异来进行在红光区(600~700nm) HbO 2和Hb 的吸收差异很大而在红外光谱区(800~1000nm)其吸收差异较小当血氧饱和度变化时也就是HbO 2相对Hb 的浓度发生变化时血氧饱和度应该和光检测器上的660nm 和940nm 两个波长的相对光强之间存在较好的线性关系见图6血氧饱和度: SpO 2=A+BR 其中R=940940660660//DC AC DC AC ;A B 为标定常数 由此原理设计出的无创脉搏血氧计由于成本低安装维护方便使用时不需要校正是一种快速测量血氧饱和度的有效方法已成为当今国际上广泛采用的监护仪器可广泛用于手术室监护室急救病房运动和睡眠等各种临床应用中 在脉搏血氧计发展的同时利用PPG 法测量重要器官和组织血氧的研究工作也取得进展90年代初Mocormick 利用反射光谱及独特的深浅双光路对比检测的传感器设计完成了实用化的脑血氧饱和度测量装置的研制1994年由Somanetics 公司改进后推出第一种商品化的脑血氧计(INVOS3100)这种脑血氧计使用时将探头贴到前额偏离中心线处探头的LED 发光波长分别为730和810nm 两个接收器分别接收来自表层(头皮头骨)和深部脑组织的信息它所提供的结果告诉神经外科医生在神经外科手术前后的脑氧基础值及其动态变化情况使神经外科医生获得一个观测内脑氧水平的窗口提供有价值的颅内甚至麻醉状态下的信息脑血氧计为深低温停循环等情况下脑代谢活动的有效监测手段当循环停止几乎所有监护仪都不能正常工作时唯有脑血氧计仍能正确显示脑血氧值在其它脑供血监护方面也表现出可喜的应用前景肌血氧计是90年代由宾夕法尼亚大学Britton Chance提出并发展起来的一项高科技产品它检测的是生物组织尤其是骨骼肌中的含氧量检测时将探头贴放在肌肉表面双波长选择在760nm和850nm这两个波长对皮肤都有很好的穿透性利用两个不同波长光密度的和差来表示肌肉含氧量百分比和肌肉中血红蛋白肌红蛋白的浓度变化而肌红蛋白和血红蛋白的氧合程度共同决定肌血氧饱和度它是检测肌肉代谢功能和诊断肌肉病变的有力工具特别适用于运动过程中骨骼肌的检测利用PPG技术对血液成分的测量除了上述动脉血氧脑血氧肌血氧外近年来对人体血糖浓度也进行了许多研究工作1990年国内莫希等人利用葡萄糖的本征吸收光谱理论建立起人体血糖浓度的数学模型由于生物体组织对葡萄糖本征吸收峰值波长λg的幅射吸收很少而血液和血管周围组织液中的葡萄糖却容易吸收λg的幅射于是λg的容积脉搏血流信号中包含有血糖浓度信息通过对非葡萄糖物质的对照检测并根据数学模型即可计算出血糖浓度和最终实现连续无创定量地提取出人体的血糖浓度信息从理论上说人体血糖浓度的PPG方法可以推广到任何生物体中感兴趣的血液成分检测只要找到该成分的本征吸收峰值就有可能实现对其进行无创检测2. 外周血液循环功能的检测外周血管疾病与人体健康密切相关目前国内尚无无创诊断外周血管疾病的有效手段采用PPG原理通过检测皮下血流状态可以推导出外周动脉或静脉循环的功能状态由于人体皮肤中血液是主要的吸光物质其吸光因子大大超过周围非血组织的吸光因子心脏搏动时皮肤中的非血组织体积是不变的只有血液容积发生变化肢体静息状态下静脉血对光的吸收变化很小只有动脉血的容积随心脏搏动而周期变化因而产生的光吸收信号亦随心动周期而变化当肢体作功能试验时静脉血的容积随血液的排出与灌注变化很大而动脉容积这时的变化反而可以忽略因而所产生的光吸收信号将随静脉血的排出和灌注而变化从这些变化中可以得出外周动脉或静脉循环的功能状态为了能利用同一波长的光检测动脉血和静脉血的容积变化一般选取发光峰值波长为940nm的光作光源这时获得的动脉血脉搏波形和静脉血回流波形都较为理想目前国内林淑娟等人利用PPG原理已开发出外周血管功能测试仪可以检测出动脉系统疾病(如动脉硬化闭塞症等)和静脉系统疾病(如原发性深静脉瓣膜功能不全等)并可用于药物疗效观察和疗效机理研究3. 血压血流脉率等血流参数的无创检测容积脉搏血流包含丰富的心血管生理信息早在1973年Penaz根据容积补偿法原理首次发明了一种指端光电容积法非直接测量动脉血压的专利装置在此之后Yamakoshi和Wesseling等人先后分别成功地将红外光电容积脉搏描记仪(PPG)与手指袖带自动加压控制系统相结合间接地检测出人体的动脉收缩压和平均压其结果与常规的臂动脉内直接测量结果有很好的相关性这种指端动脉压力连续检测装置已在临床上实际应用随后Kawarado在上述成果基础上开发出一种便携式连续无创血压检测装置成功地观测到人体运动过程中血压的变化情况除动脉血压外动脉血流中的心搏出量更是重要的血流参数由于血流是在血管内流动要在人体外部无创地直接检测到它并不是很容易的目前一般都是通过检测出与血流相关而又比较容易检测到的一些物理量如压力温度阻抗等再经间接换算而得到如稀释法阻抗法脉波法等等由于PPG方法测出的信号本身就是动脉血流在循环系统封闭管路的特定情况下这动脉血流经标定后即代表心搏出量的大小因而用PPG方法去测量心搏出量应该说是简单而直接的也是很有吸引力的关键问题是如何对它进行标定由于用PPG方法测出的容积脉搏血流中包含有交流分量和直流分量两部分其中交流分量比较容易检测出它约占心搏出量的10~20%直流分量中不仅包含有动脉血还有静脉血和肌肉骨骼对它的影响而心搏出量的大部分又是由直流分量组成的这就给标定工作带来很大的困难所以目前用PPG测量心搏出量在临床上还没有得到真正的应用1996年北京工业大学罗志昌等人通过容积脉搏血流模型和不同人群的实际测量对血流进行标定所得结果表明在临床上用PPG方法检测心搏出量及其它血流参数是完全可能的这将为心血管血流参数的无创检测和临床监护提供一种新的更为简便的方法将会有良好的应用前景4. PPG在微循环研究中的应用PPG信号是由光电容积脉搏传感器中光源发出的光束透过皮肤浅表部位微循环的微血管(微动脉毛细血管等)并被其中的血液吸收或散射而得出检测到的透射光或反射光的强度将随微循环的变化而变化从而反映出微循环中血液的流动特征1994年中国中医研究院王怡等人利用PPG原理开发出能自动测定分析人体微循环状态的实用仪器该仪器能对PPG信号自动采集保存复现和分析得出包括主波高度切迹高度重搏波高度上升时间和下降时间等20余项参数其主要参数与甲襞微循环总积分密切相关因而能较全面地反映微循环的生理病理特征其中以时间或周期一类参数主要反映机体的生理机能故在健康人与患者之间和在微循环异常程度不同的患者之间均未见有明显的差异而以高度或速度为代表的一类参数则主要反映机体受到不同程度的病理损害状况它与患者的微循环和心功能异常程度密切相关表现出对机体病理变化的敏感性和对其异常程度良好的识别性1998年罗志昌等人通过对容积脉搏血流模型的理论分析和临床实际检测得出容积脉搏血流的波形特征能反映微循环的优劣程度并提出容积脉搏血流的波形特征系数K 来作为微循环优劣的度量其定义为K =d s d m M M M Q −−其中Q m =∫T 0Q(t)dt Q(t)为测量得到的指端容积脉搏波M s 为Q(t)的波峰M d 为Q(t)的波谷T 为心动周期临床检测表明K 与甲襞微循环的总积分有很好的相关性如K <0.45时微循环状况良好0.45<K <0.5时微循环状况一般而当K >0.5时微循环状况较差可为临床提供一种简便易行可靠的检测手段见图75. PPG 估计呼吸容量呼吸率与呼吸容量是呼吸系统的重要参数对运动员选材与危重病人的监护等都十分重要目前PPG 的大部分应用都集中在心血管系统方面1992年Lindberg 等人提出应用PPG 可以监测呼吸率与心率在PPG 信号的功率谱中包含有明显的分别与心率呼吸率相关的峰值同时指出在PPG 信号中除与心率同步变化外它还包含一个所谓呼吸诱发强度变化信息(Respiratory-Induced Intensity Variations RIIV)它反映由呼吸引起的使静脉回流到胸廓和右心时的变化这个调制作用借助于静脉系统传递到外周血管床并在PPG 信号中观察到1992年Lindberg 已经用RIIV 信息监护呼吸率1998年Johasson 和Öberg 从16个正常志愿者的PPG 信号中提取到RIIV 通过与呼吸速度记录仪同步得到的呼吸容积相比较发现RIIV 信号幅值与呼吸容积间存在相关性由于目前记录呼吸容积所用的方法如肺活量计呼吸速度记录器等都不适用于临床长时间监护因而从PPG 信号中获取呼吸容量信息的方法将使许多人感兴趣从监护的角度看PPG 方法可以免除将通气管插入病人体内进行呼吸监护将会大大减少病人的痛苦因而受到医护人员的欢迎目前呼吸容量PPG 的实验与模型研究都在进行相信不久的将来有望开发出实用型仪器用于临床四 结束语由上可见PPG 信号中包含有人体循环系统呼吸系统等许多生理病理信息在人体血压血流血氧脑氧肌氧血糖脉率微循环血管阻力呼吸率呼吸量等参数的无创检测中都有很好的应用前景虽然由于红光红外光与人体组织相互作用的机理十分复杂影响它的因素也比较多我们对容积脉搏血流本身的机理了解和研究得还很不够加上对血流标定工作的困难因而在临床上真正应用PPG开发的医疗仪器还十分有限目前应用得最为广泛和成功的是监护仪中的血氧和脉率检测成为所有监护仪中PPG所能检测到的两项常规指标相信随着PPG基础研究工作的进一步开展和人们对这项技术的更深入了解它必将开拓出更为广泛的应用领域PPG方法所具有的无创性且检测方便操作简单性能稳定重复性好安全无交叉感染等许多优点使其不仅可用于医院中的临床检测监护急救体能测试还可应用于社区和家庭医疗保健并具备联网扩展功能可以组建家庭社区和医院的医疗网络在这些方面将都会有很好的应用前景(全文完)。
基于光电容积脉搏波的无创血糖测量研究
摘要 ：目前临床使用的血糖测量方法是采用直接抽取患者血液 ， 根据生物化学反应原理测量血糖 ，这种有创测 量方 法存 在疼 痛、易感染 、 不能连续测量等 问题 。根据光 电容 积脉搏波 检测理论 ， 研 究 了一种 血糖测 量方法 ，
２ ０ １ ５年 １月
Ｊ ａ ｎ ．２ ０ １ ５
文章编号 ： １ ６ ７ １ － ５ ８ ９ ６ （ ２ ０ １ ５ ） ０ １ － ０ ０ ５ ２ － ０ ５
基 于光 电容 积 脉 搏 波 的无 创 血 糖 测 量 研究
刘光达 ， 蔡 靖 ， 孙茂林 ，宋千里 ， 刘梦婉 ，王庆 吉
糖值 。经实验验证 ， 该方法能实现连续的无创血糖测量。 关键词 ： 光 电容积脉搏波 ；近红外 光 ； 无创 ； 双波长 ； 血糖测量
中 图分 类 号 ： Ｔ Ｐ ２ ９ 文献标识码 ： Ａ
Ｒｅ ｓ ｅ ａ ｒ ｃ ｈ ｏ ｎ Ｎｏ ｎ— Ｉ ｎ ｖ ａ ｓ ｉ ｖ ｅ Ｂｌ ｏ ｏ ｄ Ｇｌ ｕ ｃ ｏ ｓ ｅ Ｍｅ ａ ｓ ｕ ｒ ｅ ｍｅ ｎ ｔ Ｂａ ｓ ｅ ｄ ｏ ｎ Ｐｈ ｏ ｔ ｏ ｐ ｌ ｅ ｔ ｈ ｙ ｓ ｍｏ ｇ ｒ ａ ｐ ｈ
第３ ３卷
第１ 期
吉林 大 学学 报 （ 信 息 科 学 版）
Ｊ ｏ ｕ ｎａ ｒ ｌ ｏ ｆ Ｊ ｉ ｌ ｉ ｎ Ｕ ｎ ｉ ｖ ｅ ｒ ｓ ｉ ｔ ｙ（ Ｉ ｎ ｆ ｏ ｒ ｍａ ｔ ｉ ｏ ｎ Ｓ ｃ ｉ ｅ ｎ ｃ ｅ Ｅ ｄ ｉ ｔ ｉ ｏ ｎ ）
Ｖ０ １ ． ３ ３ Ｎｏ ．１
Байду номын сангаас
实现临床无创 连续血糖测量 。该方法采用波长为 ８ ０ ５ ｎ ｍ和 ９ ４ ０ ｎ ｍ两束 近红外光 透射 患者手指 ，其 中８ ０ ５ ｎ ｍ 为血 糖敏感 波长 ， ９ ４ ０ ｎ ｍ为参考波长 。从透射光中提取 与血糖有关 的信息进 行数据 处理并进 行标定 ， 计算 血
光电脉搏
方案2系统设计1.测量信号的特征❖人体信息本身具有不稳定性、非线性和概率特性。
脉搏波的频率属于低频，且信息微弱，噪声强，因而信噪比低。
❖脉搏波频率范围是0.1~60Hz，主要频率分量一般在20Hz内。
❖人体手指末端含有丰富的小动脉，它们和其它部位的动脉一样, 含有丰富的信息。
2.测量原理随着心脏的跳动手指尖的微血管发生相应的脉搏的容积变化，光发射电路发出的特定波长的光透过手指到光电器件，此过程被检测生理量(人体的脉搏)转换成光信号，通过光电器件转换为电信号，送入前级放大电路将信号适当放大，经过滤波电路除去其中的噪声得到需要频率范围内的信号，再将脉搏信号进行放大和后级的处理，通过示波器显示出来，进一步进行观测。
3.系统结构总体框图:电源:实验室5V、12V直流电源光电传感器:滤波放大电路部分:4.可能存在的干扰❖环境光对脉搏传感器测量的影响❖测量过程人体运动的噪声❖人体其他信号的干扰❖ 检测电路的噪声❖ 50Hz 工频干扰单元电路设计1.光电传感器:❖ 光发射电路采用发射波长范围在600~700nm 的红色发光二极管,发光二极管的压降一般为1.5~2.0V ，其工作电流一般取10~20 mA 为宜，所以选取R1=150欧姆。
❖ 光转换电路比较光电池、光敏电阻、光敏二极管、光敏三极管后，决定采用光敏三极管，因为在光源范围内有较高的灵敏度，随光线变换有较好的线性，且对光电流有放大作用。
实验中采用型号为3DU31的NPN 型光敏三极管，主要技术参数：反向击穿电压/V ≥15最高工作电压/V 10暗电流/μA ≤0.3光电流/mA ＞2最大耗散功率/mW 30峰值波长/nm 880R2主要起分压限流作用，3DU31阻值在十几千欧至几百千欧范围，所以选取R2=100k 欧姆。
2.前级处理、放大电路由一个隔直低通反相放大器组成，去除直流电压，抑制高频信号，对50Hz 工频干扰进行初步衰减，同时对有用的脉搏信号进行了初步的放大。
光电式指脉搏波心率检测仪实验报告
光电式指脉搏波心率检测仪实验报告一．实验目的①掌握光电法脉搏信号检测、心律检测显示原理，电路设计、制作、调试方法；②初步掌握电子电路读图、分析方法；③初步掌握电子电路设计、计算方法；④掌握电子电路连接、焊接、制作、调试技术；⑤掌握常用电子元器件的辨识、参数、使用注意事项；⑥初步了解电路的实验板电路制作和PCB板设计制作；⑦掌握电路制作常用工具及其使用。
二．实验器材电路板，各种电子元器件，电焊笔，焊锡丝，焊铁架，尖嘴钳，剥线钳，铜丝，镊子，十字螺丝刀，一字螺丝刀等三．实验原理人体手指末端微血管随动脉搏动发生容积变化，若用一束光透过指端的血管其输出光强也将随之变化；利用光敏元件可将光信号转换成电信号输出,即可获得指端容积脉搏波信号。
光电传感器根据其接收光的方向又分为反射式和透射式，透射式的光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，从光源发出的光穿过皮肤进入深层组织，除被皮肤、色素、指甲、血液等吸收外，一部分被血液漫反射，其余则透射出来，这种方法可较好地指示心律的时间关系，并可用于脉搏测量，但不利于精确度量容积；反射式的测量原理与透射式的基本相同，所不同的是探测头中的发射光源和光敏器件位于同一侧，接收的是漫反射回来的光，此信号可精确地测得血管内容积变化。
四．实验电路图1.信号检测电路包括光电转换电路、滤波放大电路、以及滞回比较器电路。
如图1。
图1 信号检测电路1.1光电转换电路光电转换电路由光电传感器、1R 、2R 、4R 组成，1R 的作用是限流，提供光电转换器中发光二极管稳定的正向电流，使发光二极管发出稳定的光，光电三极管受到发光二极管的光照后，产生光电流，2R 的作用是分压，4R 的作用是将光电转化后的电流变化转化为电压的变化，便于进行进一步处理。
1.2前级放大由R 3、R 5、R 6以及N 1构成同相比例运算放大电路，此时测量N 1的输入电压及4R 的端电压约为0.1V （该电压因传感器的灵敏度不同稍有变化）。
脉搏测量实验报告结论(3篇)
第1篇一、实验目的本次实验旨在通过设计并实现一个基于ATmega8微控制器的脉搏测量与显示系统，验证脉搏测量技术的可行性和实用性，并探索其在实际应用中的潜在价值。
实验过程中，我们对脉搏信号的采集、处理、显示以及存储等环节进行了深入研究，取得了以下结论。
二、实验方法1. 硬件组成：实验中使用了ATmega8微控制器、LCD1602显示器、DS1302时钟芯片、AT24C02存储芯片、蜂鸣器、按键以及脉搏测量电路等。
2. 系统设计：采用模块化设计方法，将脉搏测量、显示、报警和数据存储等功能模块进行集成，形成一个完整的脉搏测量与显示系统。
3. 脉搏信号采集：利用脉搏测量电路将人体脉搏信号转换为电信号，通过ATmega8微控制器进行采样和处理。
4. 脉搏信号处理：对采集到的脉搏信号进行滤波、放大、去噪等处理，提取脉搏信号的频率和幅度信息。
5. 显示与报警：将处理后的脉搏信号在LCD1602显示器上实时显示，并根据设定的上下限值判断是否触发报警。
6. 数据存储：利用AT24C02存储芯片将测量数据、设定的上下限值以及报警状态等信息进行存储，实现数据的掉电保护。
三、实验结果与分析1. 脉搏信号采集：实验中成功采集到人体脉搏信号，并进行了有效处理，提取出脉搏信号的频率和幅度信息。
2. 显示与报警：系统实时显示脉搏测量结果，并根据设定的上下限值判断是否触发报警。
实验结果表明，系统对脉搏信号的检测和报警功能均达到了预期效果。
3. 数据存储：实验过程中，成功将测量数据、设定的上下限值以及报警状态等信息存储在AT24C02芯片中，实现了数据的掉电保护。
4. 实验误差分析：实验过程中，脉搏信号的采集和处理过程中可能存在一定的误差。
通过对实验数据进行统计分析，得出以下结论：（1）脉搏信号采集误差：主要受脉搏测量电路性能和人体脉搏信号波动的影响，误差范围在±5%以内。
（2）脉搏信号处理误差：主要受滤波、放大、去噪等处理环节的影响，误差范围在±3%以内。
光电容积脉搏波描记法原理、应用及其电路设计
光电容积脉搏波描记法原理、应用及其电路设计摘要本文简述了光电容积脉搏波描记法原理及其应用，介绍了人体外周血管中光电脉搏信号检测电路设计。
【关键词】光电容积脉搏波描记法脉搏信号1 前言从脉搏波中提取人体的生理病理信息作为临床诊断和治疗的依据，历来都受到中外医学界的重视。
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，在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，因此对脉搏波采集和处理具有很高的医学价值和应用前景。
随着科学技术的发展，脉搏测试不再局限于传统的人工测试法或听诊器测试法。
利用血液是高度不透明的液体，光照在一般组织中的穿透性要比在血液中大几十倍的特点，可通过传感器对脉搏信号进行检测，这种技术具有先进性、实用性和稳定性，同时也是生物医学工程领域的发展方向。
2 光电容积脉搏波描记法原理及应用简述光电容积脉搏波描记法（Photo Plethysmo Graphy，下文简称PPG）是借光电手段在活体组织中检测血液容积变化的一种无创检测方法。
当一定波长的光束照射到指端皮肤表面时，光束将通过透射或反射方式传送到光电接收器，在此过程中由于受到检测端皮肤肌肉和血液的吸收衰减作用，检测器检测到的光强度将减弱，其中皮肤肌肉、组织等对光的吸收在整个血液循环中是保持恒定不变的，而皮肤内的血液容积在心脏作用下呈搏动性变化，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最小；而在心脏舒张时，正好相反，检测到的光强度最大，故光接收器接收到的光强度随之呈脉动性变化，将此光强度变化信号转换成电信号，便可获得容积脉搏血流的变化。
由此可见，容积脉搏血流中包含有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，是我们研究人体循环系统重要的信息来源。
PPG信号中包含有人体循环系统、呼吸系统等许多生理病理信息。
电子测量实验报告脉搏
电子测量实验报告脉搏实验目的：通过电子测量仪器测量脉搏信号的频率和幅值，并分析脉搏信号的特征。
实验仪器和材料：电子测量仪、电极贴片、导线、计算机。
实验原理：1. 脉搏信号是心脏每搏一次所产生的，脉搏信号在人体各部位都可以测得，但最常见的是手腕上的脉搏。
2. 脉搏信号是由心脏收缩产生的，它经过血管传导到各个部位，使得血液在血管内流动起伏，形成脉搏波形。
3. 脉搏信号的频率和幅值可以反映人体的生理状况，如心率、血压、心肌功能等。
实验步骤：1. 将电极贴片正确地贴在手腕上，保持良好的接触。
2. 将接地线连接到电子测量仪上的接地端口。
3. 将正极线连接到电子测量仪上的正极端口。
4. 打开电子测量仪的电源，并进行相应的设置。
5. 通过电子测量仪测量脉搏信号的频率和幅值。
6. 记录测量结果，并进行分析。
实验结果:通过电子测量仪测量脉搏信号，我们得到了脉搏信号的频率和幅值。
实验结果显示，脉搏信号的频率为X次/分钟，幅值为X伏。
实验分析：根据实验结果，我们可以得出以下结论：1. 脉搏信号的频率可以反映心率。
心率是心脏每分钟搏动的次数，一般以“次/分钟”为单位。
正常成人的心率范围是60-100次/分钟，若心率低于60次/分钟或高于100次/分钟，则可能存在心脏疾病或其他健康问题。
2. 脉搏信号的幅值可以反映血流量和血压。
脉搏信号的幅值越大，说明血流量越大，血压越高；反之，脉搏信号的幅值越小，说明血流量越小，血压越低。
通过测量脉搏信号的幅值，可以初步判断血压水平是否正常。
3. 脉搏信号的形态也具有一定的参考价值。
正常情况下，脉搏信号应该是周期稳定、波形规则、上升较快、下降较慢的波形。
若脉搏信号的波形异常，如存在剧烈的波动、波形不规则等，可能存在心脏病或其他疾病。
实验结论：通过本次实验，我们成功地使用电子测量仪器测量了脉搏信号的频率和幅值，初步了解了脉搏信号的特征。
脉搏信号的频率、幅值和形态可以反映人体的生理状况，如心率、血压、心肌功能等。
指端容积脉搏波检测
北京工业大学研究生开题报告
学位级别：□博士■硕士□工程硕士
学号：S200915049
研究生姓名：王东明
指导教师姓名：张松、杨益民
专业名称：生物医学工程
所在学院：生命科学与生物工程学院开题报告时间：2010年12月06日
北京工业大学研究生部制表
一、基本情况
二、报告正文
图1 系统硬件结构图
软件部分设计
软件的设计主要分为以下三部分：单片机采集控制程序、主从机通讯及控制和计算机软件设计（实现计算结果存储和远程发送）。
单片机软件部分完成数据采集、电池电量采样和数据传送，主要包括定时、A/D转换、平滑滤波、自适应滤波[20]~[21]、串口数据发送等功能的实现。
图2 软件功能整体框图
基于嵌入式的心血管功能无创检测系统的关键技术是自动判波和单波提取波形参数的算法，
采集、自动分析决定着系统自动化程度的高低。
自动判波技术需要在采集数据的同时对波形数据进行单波的提取、波形分析和波形特征参数的计算。
要想从波形数据中分离出单波，关键是找到脉搏波的起点和终点，即找到原始信号的极小值点，同时找到最高点来验证波形的有效性。
由于噪声及基线漂移将影响到波形特征点提取的准确性，为了有效分析波形数据，在硬件上需将波形数据最大不失真的采集进来。
三、开题报告评价（本项分别由指导教师及专家组填写）。
基于光电容积脉搏波的呼吸频率监测共3篇
基于光电容积脉搏波的呼吸频率监测共3篇基于光电容积脉搏波的呼吸频率监测1基于光电容积脉搏波的呼吸频率监测随着医学技术的不断发展，人们对于医疗健康的重视程度也在不断提高。
呼吸监测作为一种基本的生命体征监测方式，在临床上应用越来越广泛。
本文将介绍一种基于光电容积脉搏波的呼吸频率监测方法。
光电容积脉搏波（PPG）是一种非侵入性监测心跳的技术。
它通过透过皮肤感测微弱红外光的反射来监测心跳。
目前，PPG 技术已经广泛应用于移动设备上的心率监测。
在PPG技术的基础上，人们开始探索如何通过PPG技术来监测呼吸频率。
呼吸监测是评估病人的生命体征的关键因素之一，目前的呼吸频率监测方法主要包括胸部腹部的运动监测、呼气二氧化碳监测、声波呼吸监测等。
然而，这些方法都有一些局限性，比如容易受到一些因素的影响，如腰部的运动、说话等。
另外，有些方法需要接触皮肤，对于病人既不舒服也不方便。
基于PPG技术的呼吸频率监测方法，不受上述因素的影响，而且无需接触皮肤。
由于呼吸对于心跳有着较大的影响，呼吸的变化可以通过PPG信号的微弱波动来检测。
具体实现方法为：通过PPG信号分析，获得心跳间隔的变化情况，再通过一些信号处理算法，计算出呼吸频率的变化情况。
这种基于PPG技术的呼吸频率监测方法不仅可以应用于住院患者的呼吸监测，而且可以用于呼吸健康管理。
特别是对于慢性呼吸系统疾病的患者来说，如哮喘、肺气肿等，这种呼吸频率监测方法的意义更加重大。
通过对于呼吸频率的监测，可以有效评估患者的呼吸情况，及时发现病情变化，调整和规范治疗计划。
当然，这种基于PPG技术的呼吸频率监测方法仍存在一些局限性。
例如，这种方法需要动态观察1~2分钟以上才能得出准确的呼吸频率。
同时，也需要避免一些可能影响PPG信号的因素，如肢体运动等。
总之，基于光电容积脉搏波的呼吸频率监测方法是一种有着很大潜力的新型呼吸监测方法。
在未来，它的应用前景非常广阔，将有望在医疗健康领域发挥更加重要的作用基于PPG技术的呼吸频率监测方法具有许多优点，例如无需接触皮肤，不受腰部运动等因素的影响。
智能手环心率监测准确性校验
智能手环的心率监测准确性校验是一个非常重要的话题。
作为一款智能设备，手环通常配备有心率监测功能，它可以帮助用户了解自己的身体状况，例如心率过高或过低等异常情况。
然而，心率监测的准确性受到多种因素的影响，包括手环的硬件、佩戴方式、运动状态等。
因此，我们需要对智能手环心率监测的准确性进行校验，以确保其能够为用户提供准确的信息。
首先，我们需要了解智能手环心率监测的基本原理。
大多数智能手环采用光电容积脉搏波监测法（PPG）来测量心率。
该方法通过测量血管中血液对红光反射的光强度，并利用脉搏波的跳动次数来计算心率。
然而，由于手环传感器与手腕皮肤之间的距离和皮肤的光学特性可能会发生变化，因此测量结果可能会存在一定的误差。
为了验证智能手环心率监测的准确性，我们可以采用以下方法：1. 使用标准的心率监测设备作为参考标准。
可以使用心率带或其他专业的心率监测设备来获取实际心率的准确数据。
2. 对比智能手环与参考标准的数据。
通过比较两者之间的误差，我们可以评估智能手环心率监测的准确性。
在实验过程中，我们需要注意以下几点：1. 佩戴方式：确保手环佩戴稳定，避免佩戴过松或过紧的情况，以减少误差。
2. 运动状态：在进行测试时，确保受试者处于静止或低强度运动状态，以减少心率波动对测试结果的影响。
通过实验，我们可以得出以下结论：智能手环在某些情况下能够提供相对准确的心率监测数据，但仍然存在一定的误差。
具体来说，智能手环与专业心率监测设备之间的误差范围在±5-±10%之间。
这意味着智能手环可以为用户提供大致的心率数据，但无法达到绝对准确性的要求。
这可能对某些用户造成一定的影响，例如运动员、健身爱好者或需要精确监测心率的用户。
针对这个问题，我们可以提出一些解决方案和改进建议：1. 进一步优化传感器技术，提高光电传感器的精度和稳定性。
2. 开发更多的算法来处理心率数据，以减少误差和提高准确性。
总之，智能手环心率监测具有一定的准确性，但仍然存在一定的误差范围。
光电脉搏测试报告
光电脉搏检测电路测试报告电路总体设计思路：电路总体要求：1．稳定提取人体手指信号2．对频率在0.5-20Hz内信号进行有效放大3．将50Hz干扰尽量滤除4．将脉搏波信号放大至伏量级进行观察单元电路测试与分析：1．光电传感电路电路主要功能：提取人体指端脉搏信号，将其转化为电信号输出。
测试方法：测试者平稳的将手指轻压光敏三极管上方，尽量覆盖它的透明部分，用发光二极管或其他光源照射手指。
测试结果：输出端得到约为4V直流信号，在其基础上有交流信号的变化，幅值约为1mV。
测试分析：光发射部分：测试时采用了实验室的台灯照射手指，因其功率较大，实验效果较好。
光接受部分：光敏三极管阻值随光照发生变化，从有到无变化范围为20-400k欧姆，通电后光敏三极管两端分压范围约为1-4V。
手指轻压在金属封装的光敏三极管上，基本遮住了光接受部分，减少了环境光的干扰，通电时从输出端测得信号为3.96V直流信号基础上含有交流信号，交流信号幅值为0.940mV频率为50Hz，即为光电传感器转化得到的人体脉搏信号，由于信号微弱，被工频干扰所覆盖。
2．前级处理、放大电路电路主要功能：去除直流低频信号，抑制高频信号，对50Hz工频干扰进行初步衰减，同时对有用的脉搏信号进行了初步的放大。
测试方法：用实验室信号发生器输入同一幅值的正弦信号，通过调节输入不同的频率用示波器进行输出信号幅值的观察。
测试结果：输入信号幅值为80mV理论放大10倍，截止频率为23Hz。
实验数据如下：f(Hz) 5.786 7.035 9.17 14.11 16.05 18.02 20.9 23.41 30.81 40.29 50.02 100 V(V) 0.45 0.506 0.562 0.6 0.597 0.584 0.564 0.543 0.479 0.405 0.348 0.19 可见，实际放大7.5倍左右，截止频率在30多Hz，在50Hz有4.35倍的放大。
光电脉搏测量电路测试报告
光电脉搏测量电路测试报告整个系统准备用四节1.5v 干电池供电，运放采用lm324，下面是其性能参数： LM324LM324四运放放大器是内含四个特性近似相同的高增益、内补偿放大器的单电源（也可以是双电源）运算放大器。
电路可以在+5V 或+15V 下工作，功耗低，每个运放静态功耗约0.8mA ，但驱动电流可达40 mA 。
LM324主要参数电压增益 100dB 单位增益带宽 1MHz 单电源工作范围 3V----30VDC 每个运放功耗（V+=5V 时） 1mV/op.Amp 输入失调电压 2mV （最大值7mV ）输入偏置电流 50nA----150 nA 输入失调电流 5nA----50 nA 输入共模电压范围 0----V+-1.5VDC （单电源时） V- ----V+-1.5VDC （双电源时）输出电压幅度 0----V+-1.5VDC （单电源时）输出电流 40mA 放大器间隔离度 -120dB （f0:1kHz----20kHz ）4.单元电路1．光发射电路：本电路的依据是电压电流转化电路，所以为了LED 能够稳定的工作，在输入部分放了一个稳压管从而提供稳定电压，使得发光二极管能得到较稳定的电流。
以1N4678为稳压器件，在Vi ＝3V 的情况下，为得到1.8V 的稳压输出，则需要串联R2＝300Ω。
又因为实验室中的发光二极管在20mA 左右，所以I ＝1.8/R1，计算出R1＝900Ω。
2．光电转换VoViR2R1此电路是以电流电压转换电路为基础设计出来的。
电路特点：光电二极管输出短路电流与输出光强有良好的线性关系。
反馈电路为一个一阶低通滤波器，在放大的同时可以进行滤波，这样有效的抑制工频干扰。
右图相对左图加了一个RC 回路，这是因为光电池的电流非常小，运放偏置电流可能会对其造成影响，故设计成右图。
以提高电路可靠性。
我使用的光电池是2DU-34,经测量光电流在普通台灯照射下只能达到0.1μA 左右。
光电容积脉搏法
光电容积脉搏法简介光电容积脉搏法是一种非侵入性的心率和脉搏波形监测技术，通过检测光线在血液中的吸收变化来间接测量心率和血流动力学参数。
本文将对光电容积脉搏法的原理、应用以及优势进行详细探讨。
原理光电容积脉搏法基于光吸收定律，利用LED光源发射的光线经过血液时会被不同程度地吸收，血红蛋白对红光和红外光的吸收率不同，这种差异可用于测量心率和脉搏波形。
光电容积脉搏法使用传感器（通常为光电二极管）将反射或透射回的光信号转化为电信号。
通过分析这些电信号的幅度和周期变化，可以计算出心率和血流动力学参数。
应用1. 临床监护光电容积脉搏法可用于监测患者的心率和脉搏波形，有助于了解患者的血流动力学状态。
在手术室、重症监护室和康复病房等环境中，通过光电容积脉搏法可以对患者的心脏功能进行实时监测，并及时判断和处理心脏相关的问题。
2. 运动生理学研究光电容积脉搏法可以在运动过程中实时监测运动员的心率和血流动力学参数，帮助了解运动员的心血管适应性和疲劳状况。
这对于制定科学合理的训练计划和提高运动表现具有重要意义。
3. 心血管疾病诊断光电容积脉搏法可以用于心血管疾病的早期诊断，通过监测脉搏波形的变化，可以判断是否存在心血管疾病风险。
同时，光电容积脉搏法还可以对患者的血流动力学参数进行动态监测，及时发现心血管疾病的变化。
优势1.非侵入性：光电容积脉搏法不需要插管或穿刺，通过对皮肤表面的光信号进行监测，避免了传统测量心率和血流动力学参数的不便和不适。
2.实时性：光电容积脉搏法可以实时监测心率和血流动力学参数的变化，提供即时的生理数据，有助于及时调整治疗方案或训练计划。
3.精确度：光电容积脉搏法具有较高的测量精度，可靠地反映心脏功能和血流动力学状态的变化。
使用步骤1.安装传感器：将光电二极管传感器安装在需要监测的部位，通常是手指或耳垂。
2.连接设备：将传感器与监测设备连接，确保信号传输的稳定和可靠。
3.启动设备：启动监测设备，等待信号稳定后开始测量。
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低压电源
光电转换器
心电图机
图 1 仪 器联结图
图 2 指端 光电脉波图 完成记录波形图( 见图 3) 后, 于 波形图上取如下参数:
h1指从主波的顶点到基线的距离, 单位以毫米 计, 它反
映 微血管 床的最 大血量, 还可 以反映 出末梢 循环血液 充盈 程 度。
( h1- h2) / h1 以百分数 表示, 标 示降中峡 离主波顶的 相 对 距离, 说明切 迹高度, 反映 外周阻 力和血 管顺 应性的 大小。 当 外周阻力增加和动脉 管壁弹性降低时, 舒降压升 高, 使主 动 脉瓣提前关 闭, 因而切迹位置高, 反之则低。
实 验者端坐, 把左手放入实验台上, 并将右手无名指伸 入传感器的 暗盒中, 打开电源, 观察其脉动情况。
按 下 “ST A RT ”( 走 纸) 键 则 可 描 记 波 形 图。按 下 “CH ECK ”键, 停止走纸。
分 别在衰减为“1”与“2”时观察 并走纸到出现 8 个完整 的波形后复 位, 关机。
1 实验器材
ECG-ห้องสมุดไป่ตู้511 型 心 电图 机 一 台, 暗 盒 式 光 电 换 能 器 一 个, JI201-2 低压 电源仪一台( 或 1. 5V 电池四节) , 导联线 , 导线若 干。
2 原理与说明
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。用 一束光透照手指可 检测这种搏 动, 心 脏 收缩时 手指血 容量最多, 因 而光吸收 量也 最大。心 脏舒张 期, 手指血流量最少, 光吸收量也最小。所以, 光吸收量的变化 反应了 这种变化。容积脉搏波测 量仪是根据光在组 织中的透 过率 比在血 液中的 透过率 大得多 的现象这 一特性 而设计 的, 实验 选用 SRS-355B( 日本产) 硅光电池作 为光电传感器, 接受 透过 指端微 血管床 的脉动 变化的 光并转换 为电信 号, 与心电 图 机连接 ( 连 接方式 见图 1) , 走纸速 度为 25mm/ s, 得 到光电 脉搏图。指 端光电容积脉搏图的 幅值依赖透过指端 微血管床 照射 到硅光 电池上 光的强 弱, 也 可以认 为依赖 透过指 端微血 管床的血红素含量, 含量愈高, 透射光愈弱。为分析方便, 将波 形反过来记录( 见图 2) 。
图 3 放大脉波图 3 实验步骤
打 开 ECG-6511 型心电图 机, 使其预 热 2 分钟, 熟 悉面 板旋纽及档 次的作用, 检查是否正常。
用导联电线 连接好心电 图机与信 号发生器( 从左至 右 依次是 红黄 黑) , 按 下“L EA D SE LE CT OR ”( 导 联选 择) 键 选 择“Ⅰ”按下“CH ECK ”( 观察) 键观察有无伪差。
收稿日期: 2002- 01- 29
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数理医药学杂志 文章编号: 1004-4337( 2002) 05-0469-01 中图分类号: R443 文献标识码: B
2002 年第 15 卷第 5 期
指端光电容积脉搏波测量实验
谢 定 熊政纲 阳奇志 ( 中南大学湘雅医学院物理教研室 长沙 410078)
由于 指端光电脉搏图形 与颈动脉及桡动脉 搏动图形极为 相似, 可推断它们的生理学意义是相似的。临床工作中常用于 血氧饱 和度、心率 等测量, 是一 种很好无创伤检 测方法。为了 使学生更 好地了解指端光电 容积脉搏波测量原 理与心电图机 的使用, 我室开发设计了指端光电容积脉搏波测量这一实验。