【正文】 為缺氧。一旦呼吸心跳停止，數(shù)分鐘內(nèi)就可能死于缺氧。常用的血氧指標(biāo)有： 氧分壓:為溶解于血液的氧所產(chǎn)生的張力。 氧容量:為l00ml血液中血紅蛋白(Hb)為氧充分飽和時的最大帶氧量，(g%)，它取決于血液中Hb的質(zhì)(與氧結(jié)合的能力)和量。 氧含量:為l00ml血液中血紅蛋白實際的帶氧量。與氧結(jié)合的血紅蛋白稱為氧合血紅蛋白（HbO2），與氧離解的血紅蛋白稱為還原血紅蛋白。因此，血氧飽和度的定義可表示為： (11)式中CHbO2和CHb分別表示組織中氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的濃度，SaO2表示血氧飽和度值，之后采用的SPO2表示利用脈搏血氧儀所測得的血氧飽和度的值。脈搏血氧飽和度測量儀的便于操作和非介入式的實時測量，己經(jīng)使其基本上取代了通過采血體外測量血氧飽和度的方法。在急救病房里，如果血氧飽和度能被血氧測量儀連續(xù)監(jiān)測的話，通氣就能安全迅速地交替進行。對有慢性阻礙性氣管疾病的病人，因懷疑有睡眠呼吸暫停綜合癥或者夜間低氧飽和度，常需要血氧測量儀進行睡眠氧飽和度研究?，F(xiàn)代脈搏血氧測量儀可按不同病情設(shè)置不同的報警限，任何因素所致的呼吸暫停、心率減慢或心率加快以及氧合改變均可以及時發(fā)現(xiàn)，是極有用的監(jiān)測醫(yī)療設(shè)備。脈搏血氧飽和度測量儀的發(fā)展己有很長的歷史。LambertBeer定律描述了光的傳播與光密度的關(guān)系。1932年，Nicolai和Kramer這兩位科學(xué)家研制接近于現(xiàn)今使用的脈搏血氧飽和度測量儀。但這種設(shè)備測量緩慢，需要頻繁地校準(zhǔn)，需要大量的輔助設(shè)備，并且不能有效的區(qū)分動脈和靜脈血流。 1942年，Millikan使用一個加溫的耳部探頭的脈搏血氧飽和度測量儀對飛行員在大的重力條件下發(fā)生短時喪失知覺的現(xiàn)象進行研究。1949年，Wood重新設(shè)計了脈搏血氧儀，給它加了一個氣囊，氣囊的作用是將耳部的血液擠走以獲得絕對零點來改進血氧飽和度測量的準(zhǔn)確性。這種設(shè)備由于光源穩(wěn)定要求較高，沒有應(yīng)用于臨床實踐中。%。在第一個條件下，測量的信號是與組織有關(guān)的光吸收，如肌肉、骨骼、皮膚等，但不包括血的光吸收。第二個條件下測量的透射光強，減去第一個條件下測量的透射光強，最后得到與動脈血光吸收有關(guān)的透射光強信號，由此去除了組織本身光吸收的影響。然而Elam和Coworker在經(jīng)過對受壓耳朵的透射光研究后指出，即使加上200mmHg的壓力，在耳輪里仍然保留著一些血。 1964年，Shaw設(shè)計了一種八波長的自身調(diào)整的耳部血氧計。它的優(yōu)點是避免了上述繁瑣的調(diào)整技術(shù)，從650nm到1050nm的八個光波，提供了一些有關(guān)耳朵組織內(nèi)大量吸收物質(zhì)的一些數(shù)據(jù)。通過測量八個波長的光密度,避免繁瑣地調(diào)整，排除色素、皮膚、骨骼、肌肉的吸收干擾，計算出血氧飽和度。盡管該儀器實用、準(zhǔn)確且宜于調(diào)整，但是設(shè)備由于價格昂貴和體積較大，且其耳夾結(jié)構(gòu)復(fù)雜，長期戴著不舒適，而且易損壞，只在從事心肺功能研究的實驗室里得到了應(yīng)用。1981年，這種技術(shù)投入到商業(yè)應(yīng)用中，同時采用發(fā)光二極管使血氧探頭體積減小，脈搏血氧飽和度測量儀從此得到了廣泛的應(yīng)用。一些歐洲國家如荷蘭、英國、德國等也在這方面有所進展，在亞洲，日本、韓國在血氧監(jiān)護儀方面也有所突破。但國內(nèi)生產(chǎn)的血氧監(jiān)護儀仍采用傳統(tǒng)脈搏血氧測量原理，在測量精度、抗干擾、穩(wěn)定性、重復(fù)性方面與國外還有一定差距，有待于進一步完善。二、其測量原理決定了其硬件電路復(fù)雜，系統(tǒng)的穩(wěn)定性和可重復(fù)性差，由電路元器件引入了不可避免的系統(tǒng)誤差和隨機誤差。并且以基于動態(tài)光譜的脈搏血氧測量原理的理論為指導(dǎo)，采用現(xiàn)代微處理器、集成電路技術(shù)，研制了脈搏波信號的檢測與采集系統(tǒng)，采用數(shù)字信號處理技術(shù)，對采集數(shù)據(jù)進行處理，進而計算出高精度的脈搏血氧飽和度，最后對系統(tǒng)進行評估實驗。（2）傳統(tǒng)的脈搏血氧飽和度檢測系統(tǒng)多是通過模擬技術(shù)完成信號調(diào)制解調(diào)、雙光束分離、交直流分離、濾波放大、脈搏波檢出等一系列工作的，這種方法不僅硬件復(fù)雜，而且增加了系統(tǒng)不可靠和不穩(wěn)定因素。在對經(jīng)過組織的透射光做光電轉(zhuǎn)換后，提高了系統(tǒng)檢測的動態(tài)范圍，利用數(shù)字技術(shù)的優(yōu)勢取代了復(fù)雜的模擬放大濾波電路，簡化了硬件電路。（3）在進行光電脈搏波的檢測時采用了區(qū)別于分時照射被測組織的傳統(tǒng)測量法，本系統(tǒng)采用頻分測量法，即用不同頻率的雙路檢測光同時照射被測組織，利用頻分復(fù)用技術(shù)的概念和數(shù)字解調(diào)的方法將采樣的數(shù)字信號解調(diào)為雙路光信號。（4）采用數(shù)字信號處理技術(shù)，對采集數(shù)據(jù)進行處理，由于時域中對光電脈搏波信號的峰峰值提取的準(zhǔn)確性受到信號的信噪比的影響，當(dāng)時域信號的信噪比不夠高時將嚴(yán)重影響測量精度，本文采用動態(tài)光譜的頻域提取法，通過對單個周期的光電容積脈搏波信號的快速傅立葉變換，得到信號的基波分量取代時域信號中的峰峰值。由于動態(tài)光譜理論和本文采用的數(shù)據(jù)處理算法彌補了硬件設(shè)計所造成的數(shù)據(jù)采集信噪比低的弱點，從而計算出高精度的血氧飽和度。2 脈搏血氧飽和度的測量理論基礎(chǔ)及動態(tài)光譜理論 本章首先闡述根據(jù)無創(chuàng)光譜法建立的血氧飽和度監(jiān)測的理論模型并給出理論分析，然后介紹傳統(tǒng)脈搏血氧飽和度的計算方法及該原理的測量誤差分析。 光電容積脈搏波的產(chǎn)生原理 脈搏波的產(chǎn)生原理脈搏波是以心臟搏動為動力源，通過血管系統(tǒng)的傳導(dǎo)而產(chǎn)生的容積變化和振動現(xiàn)象。這種過程和波動在彈性介質(zhì)中的傳播有些類似，因此稱為脈搏波（pulse wave）。人體手指末端含有豐富的小動脈，它們和其他部位的動脈一樣，含有豐富的信息[7]。（2）當(dāng)進入剩余排血期時，由于血流灌注緩慢，周圍容量性小血管復(fù)位，使血管阻力略微上升，以致在下降枝出現(xiàn)第一個輕微隆起，形成潮波B。（4）在下降支末端，某些情況下脈搏波中會出現(xiàn)一個輕微的隆起，它是右心房收縮時有少量血液返入腔靜脈而引起的脈壓波動，形成房縮波D。由此可以看出，外周血液容積脈搏波是一種隨心動周期而變化的周期記錄，它由一系列均等的呈周期性連續(xù)波動的曲線組成，每一周期表示每一脈搏跳動而發(fā)生的血液容積變化。它通過借助光電手段，在活體組織中檢測血液容積的變化，是一種無創(chuàng)檢測方法。由于每次心跳都有少量血液流入手指，使小動脈網(wǎng)擴張，然后經(jīng)過毛細血管前括約肌進入毛細血管床，流入靜脈后返回心臟。正常生理情況下，毛細血管和靜脈不搏動，只有小動脈搏動。入射光由于受到指端皮膚肌肉和血液的吸收衰減作用，則監(jiān)測器檢測到的出射光強度將減弱。而組織中的動脈血則在心循環(huán)中呈周期性脈動變化，當(dāng)心臟收縮時外周血容量最多，光吸收量也最大，檢測到的光強度也最??；而心臟舒張時，正好相反，檢測到的光強度最大，使光電接收器接收到的動脈血信號是周期性脈動的交流分量（AC）。通常，交流分量一般其幅值為直流分量的1～2％，并且疊加在直流分量上如圖22所示。同時，容積脈搏血流主要存在于外周血管中的微動脈、毛細血管等微血管中，所以容積脈搏血流同樣包含有豐富的微循環(huán)生理病理信息，是研究人體循環(huán)系統(tǒng)重要的信息來源。郎伯－比爾定律的意義在于:只要選擇適宜的波長，測定它的吸光度就可以求出溶液的濃度。此定律以下列條件為前提:①入射光為單色光；②吸收過程中各物質(zhì)無相互作用；③輻射與物質(zhì)的作用僅限于吸收過程沒有散射、熒光和光化學(xué)現(xiàn)象。此時，可先繪制待測物質(zhì)的吸收曲線，然后選擇最大吸收波長進行定量測定。（2）多組織成分的測定可依據(jù)各組織成分吸收曲線的情況分別處理。②若各組織成分的吸收曲線互相重疊，可根據(jù)吸光度具有可加性的特點，即多組織成分試液在某一給定波長處的總吸光度等于各組織成分吸光度之和，通過求解聯(lián)立方程來進行測定。同樣，當(dāng)溶液中有N個組織成分同時存在時，亦可用類似方法處理，但隨著組織成分的增多，實驗結(jié)果的誤差也將增大。在某一波長光λ1處，方程(22)對于血液溶液可寫為： =[] （23）其中aa2為HbO2和Hb在波長λ1處的吸光系數(shù)，c1和c分別為SaO2和總Hb的濃度。假如再采用另一路波長光λ同時測量時，與式(24)同理可得： （25）其中：Wo、W分別為λ光入射強度和透射強度，bb2為λ1和Hb對λ2波長光的吸光系數(shù)。若參考脫氧血紅蛋白和氧合血紅蛋白的吸收光譜曲線(圖23)，選擇波長在Hb和HbO吸光系數(shù)曲線交點(805nm)附近時，即時，方程(26)變?yōu)? （27）其中A、B為常數(shù)，方程(27)說明：當(dāng)一個波長選為曲線交點附近時，SaO2可以從血液溶液在兩個波長點的吸光度比率求得。以上原理的推導(dǎo)過程只針對純血液溶液。圖23 Hb和HbO的吸光曲線 由于人體動脈的搏動能夠造成測試部位血液容量的波動，從而引起光吸收量的變化，而非血液組織(皮膚、肌肉、骨骼等)的光吸收量是恒定不變的。假設(shè)光在測試部位的傳輸遵循Lambertbeer定律，由散射、反射等因素造成的光衰減忽略不計，則透射光強為： （28）其中：α、c、l分別為動脈血液的吸光系數(shù)、濃度和光路長度；α’、c’、l’分別為靜脈血液的吸光系數(shù)、濃度和光路長度；F為非血液組織吸光率。這樣根據(jù)(210)式，動脈血液吸光度A的變化部分ΔA可表示如下： （211）當(dāng)采用λλ2兩路波長光同時測定時，則有： （212）其中：,分別為血液對λ1及λ2波長光的吸光度變化量；α1 、α2分別為血液對λ1及λ2波長光的吸光系數(shù)。這樣根據(jù)式(28)及(29)得到在兩個波長中的光吸收比率： （213）用麥克勞林公式分別對分子、分母展開，由于1且1，則 （214）將(27)式結(jié)果代入(214)式即可求出SaO2。由上述推導(dǎo)可知，關(guān)于經(jīng)典的SaO2的測量誤差主要有以下幾項：（1）由于采用DC近似取代不隨搏動和時間而改變的光強度，而實際檢測中，DC受測量條件（入射光強、探頭壓力等）和個體差異（靜態(tài)組織結(jié)構(gòu)部分的厚度與其光學(xué)特性等）的影響，因而對測量結(jié)果引入較大的誤差。（3）由式(5)可看出，Q值是近似得到，推導(dǎo)結(jié)果本身存在誤差。對不同灌盈狀態(tài)的被測對象進行測量，難以同時得到高精度。它是一種強散射介質(zhì)，－比爾定律條件不能滿足。光在組織中的傳播規(guī)律可以用傳播理論的粒子性描述來說明，它將光的傳播過程視為光子在介質(zhì)中的遷移，認(rèn)為光是由分散光子組成的。光子在散射層之間傳播的距離為散射長度，它依賴散射介質(zhì)的散射濃度和自然特性。此外，因為在每個散射層中光子方向的改變是隨機的或至少是半隨機的，故光子從光源遷移到檢測器的總路徑長度存在一分布。在此基礎(chǔ)上Delay D T等提出微分光路長和平均光路長的概念[23]。設(shè)I0、I分別為入射光強和出射光強，ε為分子消光系數(shù)，c為待測成分濃度，l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： （215） 動態(tài)光譜理論所謂“動態(tài)光譜”是指各個單波長對應(yīng)的單個光電脈搏波周期上吸光度的最大值與最小值的差值ΔOD構(gòu)成的光譜。由于動脈的脈動現(xiàn)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，光照在一般組織中的穿透性比在血液中大幾十倍?？紤]動脈血管充盈度最低狀態(tài)，來自光源的入射光沒有受到脈動動脈血液的作用，此時的出射光強Imax最強，可視為脈動動脈血液的入射光；而動脈血管充盈度最高狀態(tài)對應(yīng)光電脈搏波谷點，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。檢測得到動態(tài)光譜后，根據(jù)已知的血液各組分的吸光系數(shù)和脈動動脈血液的等效光程長d，即可計算出各組分的濃度Ci。代入式(216)可得： （217）在近紅外光透射檢測中，吸光度主要由被透射組織的吸收與散射構(gòu)成，其中血液散射相對較小，可忽略不計。設(shè)除脈動動脈血外的被透射組織共n層，第i層的吸收系數(shù)為，動脈血的吸收系數(shù)為μab，一個光電脈搏波周期上動脈充盈時最大光路長為lmax，動脈收縮時的最小光路長為lmin，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： （218） （219）設(shè)l為lmin與lmax之差。則動脈充盈時的吸光度和動脈收縮時的吸光度之差為： (220)在上面的推導(dǎo)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的差值ΔA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。這樣一來，皮膚、骨骼、肌肉等個體差異的影響都被去除了。 基于DS的脈搏血氧算法與傳統(tǒng)算法精度比較修正的朗伯－比爾方程是對生物組織對光的吸收情況更精確的描述，而脈搏波也不是一種簡單的波形，不像正弦波或三角波那樣最小值與平均值有恒定的比例關(guān)系?；趧討B(tài)光譜的脈搏血氧飽和度的測量原理完全由理論推導(dǎo)出來，不存在其他假設(shè)和近似，不僅能夠消除個體差異和測量條件對檢測結(jié)果的影響，其理論上可以消除個體差異引起的脈搏波波形不同以及不同充盈情況帶來的誤差。動態(tài)光譜法對測量精度的提高可以體現(xiàn)在以下幾個方面[10]：（1）測量儀器動態(tài)光譜法中入射光Imax和出射光Imin是由動脈脈動信號同步提取的，不論是光學(xué)系統(tǒng)中光源強度的變化，還是光電轉(zhuǎn)換系統(tǒng)中檢測器件工作性能的變化，都會引起動態(tài)光譜數(shù)據(jù)中的Imax和Imin的同步變化，保證了入射光I