一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置和测量方法技术领域
本发明涉及一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置和测量方法。
背景技术
光电容积脉搏波(Photo Plethysmo Graphy，以下简称PPG)是一种重要的生
理信号，广泛地应用在对心血管系统和血液成分进行分析。如对血氧饱和度的测
量中就是采用2种或2种以上的LED(发光二极管)测量PPG而实现的。在这
些测量中通常采用时分方式采集PPG并消除背景光的干扰。
发明人在实现本发明的过程中发现，现有技术中至少存在以下缺点和不足：
现有的多波长PPG的测量方法存在电路结构复杂、器件和工艺要求高、调
试困难、可靠性低、计算量大以及结果不够准确等缺点。
发明内容
本发明要解决的技术问题在于提供一种正交方波调制光电容积脉搏波测量
装置和测量方法，该测量装置和测量方法可以实现高精度测量，且电路结构简单、
器件和工艺要求低、调试容易、可靠性高、计算量小等优点，详见下文描述：
本发明提供了一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置，所述光电容积脉
搏波测量装置包括：微处理器、至少2种发光二极管、光敏器件、电流/电压转
换放大器和模数转换器，
所述微处理器输出不同频率的正交方波，所述正交方波驱动至少所述2种发
光二极管，所述发光二极管发出的光经被测手指后被所述光敏器件接收，所述光
敏器件转换成电压信号，所述电压信号经所述电流/电压转换放大器转换成预设
幅值电压信号，所述模数转换器将所述预设幅值电压信号转换成数字信号，所述
微处理器对所述数字信号进行处理，获取光电容积脉搏波及其谷值和峰值，通过
所述谷值和所述峰值得到光谱值。
所述微处理器采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一种。
本发明提供了一种正交方波调制光电容积脉搏波测量方法，所述方法包括以
下步骤：
(1)微处理器采用不同频率的正交方波驱动至少2种发光二极管；
(2)所述发光二极管发出的光经过被测手指后由光敏器件接收转换成电压信
号，所述电压信号经过电流/电压转换放大器放大成预设幅值的电压信号；
(3)所述预设幅值电压信号经模数转换器转换成数字信号送入所述微处理
器；
(4)所述微处理器对所述数字信号进行分离处理得到光电容积脉搏波并消除
背景光的干扰；
(5)根据所述光电容积脉搏波获取谷值和峰值；
(6)对所述谷值和所述峰值进行计算得到吸光度差值，通过所述吸光度差值
获取光谱值。
本发明提供的一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置和测量方法，与现
有技术相比具有如下的优点：
本发明依据朗伯-比尔定律，采用正交方波频分调制和数字解调技术设计一
种正交方波调制多波长发光二极管的光电容积脉搏波及其谷值和峰值，通过谷值
和峰值得到光谱值的装置和测量方法，具有测量精确、电路简单、无需调试、工
艺性好以及成本低廉的特点。
附图说明
图1为本发明提供的计算吸光度的原理示意图；
图2为本发明提供的一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置的结构示
意图；
图3为本发明提供的分离不同波长光电容积脉搏波的示意图；
图4为本发明提供的一种正交方波调制光电容积脉搏波测量方法的流程图；
图5为本发明提供的一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置的另一结
构示意图。
附图中各标号所代表的部件列表如下：
1：微处理器； 2：发光二极管；
3：光敏器件； 4：电流/电压转换放大器；
5：模数转换器； PX.1：I/O口；
PX.2：I/O口； PX.n：I/O口；
PX.3：I/O 口； PX.4：I/O 口
R1：第一电阻； VCC：电源；
R2：第二电阻； R3：第三电阻；
R4：第四电阻； R5：第五电阻；
R6：第六电阻； C1：第一电容；
C2：第二电容； D1：第一发光二极管；
D2：第二发光二极管； D3：第三发光二极管；
D4：第四发光二极管； A1：运算放大器；
PY 口：I/O 。
具体实施方式
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本发明实
施方式作进一步地详细描述。
由于动脉的脉动现象，使血管中血流量呈周期性变化，而血液是高度不透明
液体，因此脉搏搏动的变化必然引起吸光度的变化，如图1所示。
考虑动脉血管充盈度最低状态，来自光源的入射光没有被脉动动脉血液吸
收，此时的出射光强Imax最强，可视为脉动动脉血液的入射光I；而动脉血管充
盈度最高状态对应光电脉搏波的谷点，即脉动动脉血液作用最大的时刻，此时的
出射光强Imin最弱，为脉动动脉血液的最小出射光强I。所以，通过记录动脉充
盈至最大与动脉收缩至最小时的吸光度值，就可以消除皮肤组织、皮下组织等一
切具有恒定吸收特点的人体成分对于吸光度的影响。
根据修正的朗伯-比尔定律，设I0、I分别为入射光强和出射光强，α为分
子消光系数，c为各成分浓度，l为光在组织中的平均光路长，G是由散射引起的
光损失，则吸光度A可表示为：
A = - lg I I 0 = - 2.303 αcl + G - - - ( 1 ) ]]>
设生物组织的吸收系数为μa，则μa＝αc，代入式(1)可得：
A＝-2.303μal+G (2)
在光透射检测中，吸光度主要由被透射组织的吸收与散射构成，其中血液散
射相对较小，可忽略不计。这样，G仅仅由除了脉动动脉血外的组织贡献，在测
量过程中保持不变。设除脉动动脉血外的被透射组织共n层，第i层的吸收系数
为μti，动脉血的吸收系数为μab，一个光电脉搏波周期上动脉充盈时最大光路长
为lmax，动脉收缩时的最小光路长为lmin，则动脉充盈时吸光度A1和动脉收缩时吸
光度A2可分别表示为：
A 1 = - 2.303 Σ i = 1 n μ ti l max - 2.303 μ ab l max + G - - - ( 3 ) ]]>
A 2 = - 2.303 Σ i = 1 n μ ti l min - 2.303 μ ab l min + G - - - ( 4 ) ]]>
设l为lmax与lmin之差。由于除了脉动动脉血液以外的其他组织基本稳定，不
进行周期变化，因此该部分在动脉充盈和收缩时对吸光度没有影响，即式(3)和式
(4)中的第一个分量相等。则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度之差为：
ΔA＝A1-A2＝-2.303μab(lmax-lmin)＝-2.303μabl (5)
在上面的推导过程中，非脉动血液和各层组织的吸收和散射的吸光度分量
都被消掉了，动脉充盈时和动脉收缩时的吸光度差值ΔA仅由动脉血的脉动吸收
部分贡献，主要反映脉动的动脉血的吸收变化。在本质上相当于在被透射组织中、
皮肤、肌肉以及静脉血液等除脉动动脉血液外的其他组织的影响都被去除了，只
留下纯粹的脉动动脉血部分来进行吸光度差值ΔA的测量。这样一来，皮肤、骨
骼和肌肉等个体差异的影响都被去除了。
设入射光强为I0，动脉充盈时检测光强和动脉收缩时检测光强分别为Imin和
Imax，则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度差值ΔA为：
ΔA = A 1 - A 2 = lg ( I 0 I min ) - lg ( I 0 I max ) = lg ( I max I min ) - - - ( 6 ) ]]>
测量各个光电容积脉搏波的谷值Imin和峰值Imax即可得到光电容积脉搏波所
对应的吸光度差值ΔA，可以得到由ΔAλ1、ΔAλ2……ΔAλn组成的光谱值。
一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置，参见图2，该光电容积脉搏
波测量装置包括：微处理器1、至少2种发光二极管2、光敏器件3、电流/电压
转换放大器4和模数转换器5。
微处理器1输出不同频率的正交方波，正交方波驱动至少2种发光二极管2，
发光二极管2发出的光经被测手指后被光敏器件3接收，光敏器件3转换成电压
信号，电压信号经电流/电压转换放大器4转换成预设幅值电压信号，模数转换
器5将预设幅值电压信号转换成数字信号，微处理器1对数字信号进行处理，获
取光电容积脉搏波及其谷值和峰值，通过谷值和峰值得到光谱值。
其中，发光二极管2的数量大于等于2。具体实现时，发光二极管2的数量
根据实际应用中的需要进行设定，本发明实施例对此不做限制。
其中，预设幅值根据实际应用中的需要进行设定，具体实现时，本发明实施
例对此不做限制。
其中，微处理器1可以采用MCU、ARM、DSP或FPGA中的任意一种。
一种正交方波调制光电容积脉搏波测量方法，参见图3和图4，该方法包括
以下步骤：
101：微处理器1采用不同频率的正交方波驱动至少2种发光二极管2；
102：发光二极管2发出的光经过被测手指后由光敏器件3接收转换成电压
信号，电压信号经过电流/电压转换放大器4放大成预设幅值电压信号；
103：预设幅值电压信号经模数转换器5转换成数字信号送入微处理器1；
104：微处理器1对数字信号进行分离处理得到光电容积脉搏波并消除背景
光的干扰；
105：根据光电容积脉搏波获取谷值和峰值；
为简便说明起见，以4种波长的发光二极管2为例进行说明，假定λ1(D1
发光二极管)和λ2(D2发光二极管)波长的发光二极管2驱动正交方波频率为
2倍f，λ3(D3发光二极管)和λ4(D4发光二极管)波长的发光二极管2驱动
正交方波频率分别为1倍f，而且λ1、λ2波长的发光二极管2的驱动正交方波频
率相同但相位相差90°，λ3、λ4波长的发光二极管2的驱动正交方波频率相同
但相位相差90°。
假定模数转换器5的采样频率为fS，且fS＝2f并保证在λ1驱动信号高、低
电平中间采样。
数字信号序列可以表示为：
D i t = D i λ 1 + D i λ 2 + D i λ 3 + D i λ 4 + D i B - - - ( 7 ) ]]>
其中，和分别为波长λ1、λ2、λ3和λ4的光电容积脉搏波，
为背景光和光敏器件3的暗电流、电流/电压转换放大器4的失调电压的总和
信号(简称背景信号)。
假定采样频率fS远高于调制正交方波信号和背景光的变化频率，在最低驱动
信号频率的一个周期可以近似认为各路正交方波信号的幅值和背景光信号的幅
值不变。以最前8个采样值为例：
D 1 λ 1 = D 2 λ 1 = D 5 λ 1 = D 6 λ 1 = D A λ 1 D 3 λ 1 = D 4 λ 1 = D 7 λ 1 = D 8 λ 1 = 0 D 1 λ 2 = D 4 λ 2 = D 5 λ 2 = D 8 λ 2 = D A λ 2 D 2 λ 2 = D 3 λ 3 = D 6 λ 2 = D 7 λ 2 = 0 D 1 λ 3 = D 2 λ 3 = D 3 λ 3 = D 4 λ 3 = D A λ 3 D 5 λ 3 = D 6 λ 3 = D 7 λ 3 = D 8 λ 3 = 0 D 1 λ 4 = D 2 λ 4 = D 7 λ 4 = D 8 λ 4 = D A λ 4 D 3 λ 4 = D 4 λ 4 = D 5 λ 4 = D 6 λ 4 = 0 D 1 B = D 2 B = D 3 B = D 4 B = D 5 B = D 6 B = D 7 B = D 8 B = D A B - - - ( 8 ) ]]>
其中，和分别为波长λ1、λ2、λ3和λ4的光信号和
背景信号的幅值。
换言之，以顺序每8个数字信号为一组进行运算：
D 8 n + 1 + D 8 n + 2 - D 8 n + 3 - D 8 n + 4 + D 8 n + 5 + D 8 n + 6 - D 8 n + 7 - D 8 n + 8 = 4 D An λ 1 ]]>n＝0，1，2......(9)
即得到4倍的波长λ1的光电容积脉搏波而且完全消除了背景信号的
影响。
D 8 n + 1 - D 8 n + 2 - D 8 n + 3 + D 8 n + 4 + D 8 n + 5 - D 8 n + 6 - D 8 n + 7 + D 8 n + 8 = 4 D An λ 2 ]]>n＝0，1，2......(10)
即得到4倍的波长λ2的光电容积脉搏波而且完全消除了背景信号的
影响。
D 8 n + 1 + D 8 n + 2 + D 8 n + 3 + D 8 n + 4 - D 8 n + 5 - D 8 n + 6 - D 8 n + 7 - D 8 n + 8 = 4 D An λ 3 ]]>n＝0，1，2......(11)
即得到4倍的波长λ3的光电容积脉搏波而且完全消除了背景信号的
影响。
D 8 n + 1 + D 8 n + 2 - D 8 n + 3 - D 8 n + 4 - D 8 n + 5 - D 8 n + 6 + D 8 n + 7 + D 8 n + 8 = 4 D An λ 4 ]]>n＝0，1，2......(12)
即得到4倍的波长λ4的光电容积脉搏波而且完全消除了背景信号的
影响。
分别计算波长λ1、λ2、λ3和λ4的光电容积脉搏波谷值和峰值：Iminλ1、Imaxλ1、
Iminλ2、Imaxλ2、Iminλ3、Imaxλ3、Iminλ4和Imaxλ4；
106：对谷值和峰值进行计算得到吸光度差值，通过吸光度差值获取光谱值。
采用公式(6)计算各个吸光度差值ΔAλ1、ΔAλ2、......ΔAλn，并由吸光度差值构
成光谱值。
如图5所示，一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置采用了4种发光二
极管2，微处理器1的四个I/O口PX.1、PX.2、PX.3和PX.4分别通过第一电阻
R1、第二电阻R2、第三电阻R3和第四电阻R4驱动第一发光二极管D1、第二
发光二极管D2、第三发光二极管D3和第四发光二极管D4，第一发光二极管D1、
第二发光二极管D2、第三发光二极管D3和第四发光二极管D4发出的光透光被
测手指被光敏传感器3所接收，光敏传感器3所接收的信号经过由运算放大器
A1、第一电容C1、第二电容C2、第五电阻R5和第六电阻R6所组成的电流/电
压转换放大器4转换成预设幅值电压信号，然后模数转换器5以最高驱动发光二
极管2频率的二倍速度将预设幅值电压信号转换成数字信号通过PY口送入到微
处理器1。数字信号在微处理器1先分离出不同波长光电容积脉搏波信号：每顺
序获取的8个数字信号为一组，按照
D 8 n + 1 + D 8 n + 2 - D 8 n + 3 - D 8 n + 4 + D 8 n + 5 + D 8 n + 6 - D 8 n + 7 - D 8 n + 8 = 4 D An λ 1 ]]>n＝0，1，2......
D 8 n + 1 - D 8 n + 2 - D 8 n + 3 + D 8 n + 4 + D 8 n + 5 - D 8 n + 6 - D 8 n + 7 + D 8 n + 8 = 4 D An λ 2 ]]>n＝0，1，2......
D 8 n + 1 + D 8 n + 2 + D 8 n + 3 + D 8 n + 4 - D 8 n + 5 - D 8 n + 6 - D 8 n + 7 - D 8 n + 8 = 4 D An λ 3 ]]>n＝0，1，2......
D 8 n + 1 + D 8 n + 2 - D 8 n + 3 - D 8 n + 4 - D 8 n + 5 - D 8 n + 6 + D 8 n + 7 + D 8 n + 8 = 4 D An λ 4 ]]>n＝0，1，2......
即分别得到4倍的波长λ1、λ2、λ3和λ4的光电容积脉搏波和
而且完全消除了背景信号的影响。
得到各个波长的光电容积脉搏波，据此计算出λ1、λ2、λ3和λ4的光电容积
脉搏波的谷值和峰值：Iminλ1、Imaxλ1、Iminλ2、Imaxλ2、Iminλ3、Imaxλ3、Iminλ4和Imaxλ4。
再由Iminλ1、Imaxλ1、Iminλ2、Imaxλ2、Iminλ3、Imaxλ3、Iminλ4和Imaxλ4计算各个波长
所对应的吸光度差值ΔA，可以得到由吸光度差值ΔAλ1、ΔAλ2……ΔAλn组成的光谱
值。
综上所述，本发明实施例提供了一种正交方波调制光电容积脉搏波测量装置
和测量方法，本发明实施例依据朗伯-比尔定律，采用正交方波频分调制和数字
解调技术设计一种正交方波调制多波长发光二极管的光电容积脉搏波及其谷值
和峰值，通过谷值和峰值得到光谱值的装置和测量方法，具有测量精确、电路简
单、无需调试、工艺性好以及成本低廉的特点。
本领域技术人员可以理解附图只是一个优选实施例的示意图，上述本发明实
施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。
以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精
神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护
范围之内。