【導(dǎo)讀】脈搏血氧儀是一種可連續(xù)、無創(chuàng)、方便地檢測(cè)動(dòng)脈血氧飽和度的儀器。需要探討和完善的地方。本課題提出了基于動(dòng)態(tài)光譜的脈搏血氧測(cè)量原理，并且在該原。理的指導(dǎo)下，設(shè)計(jì)了一套數(shù)字化脈搏血氧檢測(cè)系統(tǒng)。系統(tǒng)穩(wěn)定性和重復(fù)性。系統(tǒng)采用數(shù)字濾波和數(shù)字解調(diào)的方法，用軟件提取光電脈搏波信。并在動(dòng)態(tài)光譜原理基礎(chǔ)上，根據(jù)推導(dǎo)出的算法，獲得了高精度的脈搏血氧飽和度測(cè)。消除由于測(cè)量條件及個(gè)體差異等多方面因素對(duì)測(cè)量精度的影響。理器、集成電路技術(shù)，設(shè)計(jì)了脈搏波信號(hào)的檢測(cè)、采集及處理系統(tǒng)。和可重復(fù)性，降低了由于模擬電路不穩(wěn)定所造成的系統(tǒng)測(cè)量誤差。長頻分法和過采樣技術(shù)，在提高分辨率和信噪比的同時(shí)，大大簡(jiǎn)化了硬件電路。研究了容積脈搏波的軟件提。取和檢出，并在通過傅立葉變換得到光電脈搏波的基波分量，用于血氧飽和度計(jì)算。

　　

【正文】 到廣泛應(yīng)用。影響脈搏血氧儀性能的主要原因除了傳統(tǒng)測(cè)量原理對(duì)測(cè)量精度的影響外，還在于其實(shí)現(xiàn)方法上存在的缺陷，即測(cè)量?jī)x器的系統(tǒng)設(shè)計(jì)及其相應(yīng)的信號(hào)處理方法本身尚存在不足和需完善之處。傳統(tǒng)的脈搏血氧飽和度檢測(cè)系統(tǒng)多是通過模擬技術(shù)完成信號(hào)處理、檢測(cè)等一系列工作的。圖 31給出了較為典型的檢測(cè)電路結(jié)構(gòu)框圖 [11]。 系統(tǒng)主要分為驅(qū)動(dòng)和檢測(cè)兩大部分。驅(qū)動(dòng)部 分主要通過單片機(jī)控制發(fā)光管工作狀態(tài)以產(chǎn)生紅外光、紅光雙光束脈沖調(diào)制信號(hào)，另外完成光增益自動(dòng)調(diào)節(jié)功能，光增益自動(dòng)調(diào)節(jié)的目的是為了滿足不同患者脈搏強(qiáng)弱、皮膚厚薄、皮膚光潔度以及皮膚顏色等存在巨大差異的要求。調(diào)控的方法一般是利用 D/A 等硬件設(shè)備通過調(diào)節(jié)發(fā)光管驅(qū)動(dòng)電流的大小分別將雙光束直流透射信號(hào)調(diào)節(jié)在一個(gè)固定的電壓或某個(gè)電壓范圍內(nèi)。 圖 31 脈搏血氧飽和度檢測(cè)典型電路結(jié)構(gòu)框圖 檢測(cè)部分主要通過一系列信號(hào)處理和檢測(cè)環(huán)節(jié)消除各種干擾以及提取特征值。前級(jí)光電檢測(cè)電路將光電流信號(hào)轉(zhuǎn)換為光電壓信號(hào)，后經(jīng)放大和解調(diào)等環(huán)節(jié) 將通過調(diào)制的數(shù)字信號(hào)重新恢復(fù)成模擬信號(hào)，然后通過雙光束分離電路將雙脈沖序列分離為紅光信號(hào)和紅外光信號(hào)兩部分，再經(jīng)交直流分離電路分別將紅外光信號(hào)，紅光信號(hào)中的脈動(dòng)成分與 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第 18 頁 直流分量分開，形成 4路信號(hào)，其中直流分量直接送 A/D 采樣，交流量再通過低通濾波和交流放大后送 A/D 采樣， 4路信號(hào)采樣后的結(jié)果送單片機(jī)。另外，在對(duì)紅外光交流信號(hào)經(jīng)過濾波放大后，還要送一路給脈搏波檢出電路進(jìn)行特征值提取，然后送單片機(jī)。最后由單片機(jī)完成脈率，血氧飽和度計(jì)算。 由此可見，傳統(tǒng)的脈搏血氧檢測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì)主要是利用模擬技術(shù)來完成諸如發(fā)光管驅(qū)動(dòng) 、增益調(diào)節(jié)、雙光束分離、交直流分離、濾波放大、檢出等一系列工作的。這種復(fù)雜的硬件電路使得系統(tǒng)穩(wěn)定性和可重復(fù)性差，也為信號(hào)檢測(cè)帶來了不可避免的系統(tǒng)誤差和測(cè)量隨機(jī)誤差。本文針對(duì)這些問題設(shè)計(jì)出了簡(jiǎn)化的脈搏波信號(hào)檢測(cè)與采集系統(tǒng)，下面將作具體介紹。 基于 DS 的脈搏血氧測(cè)量系統(tǒng)的系統(tǒng)硬件組成 總體設(shè)計(jì)思想與系統(tǒng)構(gòu)成 由上文可以看出，傳統(tǒng)脈搏血氧飽和度檢測(cè)系統(tǒng)采用了復(fù)雜的模擬電路來完成諸如調(diào)制解調(diào)、雙光束分離、交直流分離、濾波放大、脈搏波檢出和交直流分量獲取等一系列工作。這些環(huán)節(jié)增加了系統(tǒng)的不穩(wěn)定 性和測(cè)量隨機(jī)誤差。本系統(tǒng)針對(duì)傳統(tǒng)脈搏血氧檢測(cè)系統(tǒng)的缺陷，提出了數(shù)字化設(shè)計(jì)的思想，采用現(xiàn)代微處理器和集成電路技術(shù)來簡(jiǎn)化硬件電路。 微 處 理 器（ 1 ）帶 外 部 中 斷 的 I / O 口液 晶 驅(qū) 動(dòng) 器串 行 接 口液 晶 顯 示 器（ 6 ）光 頻 率 轉(zhuǎn) 換 器 （ 5 ）人 體 組 織 （ 7 ）紅 光（ 3 ）紅 外 光（ 4 ）發(fā) 光 驅(qū) 動(dòng) 器（ 2 ）數(shù) 據(jù) 輸 入 輸 出 圖 32 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)示意圖 該系統(tǒng)包括包括：紅光發(fā)光管（ 3）；紅外發(fā)光管（ 4）；發(fā)光驅(qū)動(dòng)器（ 2）；光頻率轉(zhuǎn)換元件（ 5）；微處理器（ 1）；液晶顯示屏（ 6）。所述紅光發(fā)光管（ 3）、紅外發(fā)光管（ 4） 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第 19 頁 分別與發(fā)光驅(qū)動(dòng)器（ 2）的兩路輸出電連接，發(fā)光驅(qū)動(dòng)器（ 2）的輸入與微處理器（ 1）信號(hào)連接，該微處理器（ 1）含有帶外部中斷功能的 I/O 口、通用串行接口。微處理器（ 1）的帶外部中斷功能的 I/O 口連接光頻率轉(zhuǎn)換器（ 5），微處理器（ 1）的其他 I/O 口連接液晶顯示器的輸入口，微處理器（ 1）的通用串行接口可連接中央處理系統(tǒng)或無線發(fā)射單元，在測(cè)量時(shí)，人體組織（ 7）置于紅光發(fā)光管（ 3）、紅外發(fā)光管（ 4）和光頻率轉(zhuǎn)換器（ 5）之間。 微處理器（ 1）可以是任何一種具有外部中斷功能的 I/O 口、通用串行接口，可計(jì)時(shí)的微處理器，應(yīng)盡可能選用較高的系統(tǒng)時(shí)鐘頻率。在本系統(tǒng)中，系統(tǒng)時(shí)鐘為 8MHz，計(jì)時(shí)分辨率為 125ns。微處理器（ 1）周期性地按時(shí)序輸出兩路脈沖信號(hào)，通過驅(qū)動(dòng)器（ 2）依次驅(qū)動(dòng)紅外發(fā)光管（ 4）、紅光發(fā)光 管（ 3），發(fā)出的光脈沖經(jīng)人體組織（ 7）衰減和調(diào)制后為光頻率轉(zhuǎn)換器（ 5）所接收，并轉(zhuǎn)換成頻率和脈沖光強(qiáng)成線性比例關(guān)系的脈沖串傳送至微處理器（ 1） I/O 口。微處理器（ 1）利用內(nèi)部時(shí)鐘和計(jì)時(shí)器對(duì)光頻率轉(zhuǎn)換器（ 5）輸出的脈沖串同時(shí)進(jìn)行累積計(jì)數(shù)和計(jì)時(shí)， 計(jì)數(shù)相應(yīng)光 頻率轉(zhuǎn)換器（ 5）脈沖串?dāng)?shù) IR_CNT 和 RD_CNT，同時(shí)將所用時(shí)間 IR_T 和 RD_T 與 計(jì)時(shí)窗口 T0比較，當(dāng) IR_T 或 RD_T 大于計(jì)時(shí)窗口 T0時(shí)，停止相應(yīng)發(fā)光管的驅(qū)動(dòng)，并保存 時(shí)間 IR_T 和 RD_T。微處理器（ 1）根據(jù)所檢測(cè)到的每路光脈沖周期及其 波動(dòng)量計(jì)算出相應(yīng)的直流分量和交流分量，從而按通常的脈搏血氧儀求得容積脈搏波數(shù)據(jù)，脈搏血氧飽和度及心率值。所得結(jié)果一方面可通過液晶顯示器（ 6）顯示，另一方面可通過通用串行接口將數(shù)據(jù)傳送給中央處理系統(tǒng)或無線發(fā)射單元，實(shí)現(xiàn)遙測(cè)功能。發(fā)光管驅(qū)動(dòng)器（ 2）采用固定的脈沖電壓和電流驅(qū)動(dòng)紅外發(fā)光管（ 4）、紅光發(fā)光管（ 3）發(fā)光，這種固定脈沖電流驅(qū)動(dòng)的方法可以簡(jiǎn)化硬件設(shè)計(jì)，節(jié)約體積和成本。 基于 MSP430 系統(tǒng)平臺(tái)的外圍電路設(shè)計(jì) 光源及其驅(qū)動(dòng)電路的設(shè)計(jì) 1． 光源的選擇 基礎(chǔ)理論己經(jīng)表明氧合血紅蛋白和 非氧合血紅蛋白吸收光譜明顯不同，如圖 23所示。為減少組織對(duì)測(cè)量精度的影響，選擇光波波長時(shí)，要求氧合血紅蛋白 (HbO2)和非氧合血紅蛋白 (Hb)對(duì)它的吸光系數(shù)要大于非血液組織對(duì)它的吸光系數(shù)，但不要太大使透過部分難于檢測(cè)。 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第 20 頁 由 于氧合血紅蛋白和非氧合血紅蛋白對(duì) 600nm以下波長光吸光系數(shù)過大，不適宜血氧飽和度測(cè)量。原理推導(dǎo)中要求其中一波長對(duì)氧合血紅蛋白 (HbO2)和非氧合血紅蛋白(Hb)的吸光系數(shù)相等，該光波波長應(yīng)該選在 805nm左右，而該點(diǎn)的吸光系數(shù)隨波長變化梯度較大，這樣當(dāng)發(fā)光管存在個(gè)體差異時(shí)，不利于調(diào)試替換。而在 900nm 附近的波長段，兩曲線變化較緩且接近重合，所以一般將交點(diǎn)選在該波長段。另一光波長選在 660nm波長附近，檢測(cè)光附近還原血紅蛋白（ Hb）表現(xiàn)出強(qiáng)烈的吸收特性，該波長處光對(duì)氧合血紅蛋白 (HbO2 )和非氧合血紅蛋白 (Hb)吸收系數(shù)之差近似最大。綜合系統(tǒng)的電路設(shè)計(jì)和價(jià)格等因素，在光源設(shè)計(jì)中我們選定波長為 660nm 和 900nm的發(fā)光二極管 LED，其性能足以滿足本系統(tǒng)的需要。 2． 驅(qū)動(dòng)電路 脈搏血氧飽和度檢測(cè)以光電檢測(cè)技術(shù)為基礎(chǔ)，因此，周圍雜散光、暗電流等各種干擾對(duì)系統(tǒng)影響比較大。為了克服這一問題必須在系統(tǒng)設(shè)計(jì)中采用光的調(diào)制技術(shù)。調(diào)制就是使光的強(qiáng)度、振幅、頻率或相位等某一個(gè) (或幾個(gè) )參數(shù)按一定規(guī)律變化。調(diào)制的任務(wù)就是要把所傳輸?shù)男畔⒁孕盘?hào) 變化為形式載到光波上去。從信息攜帶與檢出要求看，采用調(diào)制光攜帶信息可使光信號(hào)自身具有與背景輻射不同的特征，有利于和背景輻射區(qū)分開，除了抑制背景光干擾外，調(diào)制對(duì)抑制系統(tǒng)中各環(huán)節(jié)的固有噪聲和外部電磁場(chǎng)干擾也有一定作用。 本系統(tǒng)采用脈沖振幅光調(diào)制技術(shù)，光調(diào)制在單片機(jī)控制下，按照不同頻率發(fā)放兩個(gè)發(fā)光管的驅(qū)動(dòng)脈沖信號(hào)。脈沖調(diào)制不是傳送調(diào)制信號(hào)的每一個(gè)瞬時(shí)值，而只是傳送其采樣值，只要采樣頻率足夠高（按奈奎斯特采樣定理，只要采樣頻率 fs 等于或大于信號(hào)最高頻率的兩倍），則可由采樣脈沖來恢復(fù)原信號(hào)，而不會(huì)導(dǎo)致失真。在 脈沖調(diào)制方式中，載波是周期性脈沖序列，脈沖調(diào)制首先必須將調(diào)制信號(hào)采樣，然后用各采樣值去控制脈沖幅度，脈沖振幅調(diào)制可看成是用一個(gè)有一定寬度的脈沖對(duì)調(diào)制信號(hào)的采樣過程，也可看成是載波為脈沖序列的斬波調(diào)幅。脈沖信號(hào)的頻率選定為工頻整數(shù)倍以降低工頻干擾，本系統(tǒng)的驅(qū)動(dòng)頻率分別選用 400Hz 和 800Hz。 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第 21 頁 V+1NO12COM13IN14NC15GND6NC27IN28COM29NO210U4SGM3005XMSRDDRVIRDRVCDR1VDD302RD+IR+RRD120RRRD220RFUR 500mAIN NC NO1 0FF ON0 ON OFF 圖 33 發(fā)光二極管驅(qū)動(dòng)電路的設(shè)計(jì) SGM3005XMS 是一個(gè)供電電源在 、帶有矢量端的雙刀雙擲開關(guān)，其接通時(shí)間為 ONT =16ns，關(guān)斷時(shí)間 OFFT =15ns，等效阻抗為 ? 。原理圖如下 ： 圖 34 SGM3005的原理圖 當(dāng) RDDRV為高電平時(shí)， COM1接 NO1接電源為高電平，及 RD+為高電平，驅(qū)動(dòng)后面的紅光二極管發(fā)光 。 當(dāng) RDDRV為低電平時(shí)， COM1接 NC1接地為低電平，及 RD+為低電平，后面的紅光二極管不發(fā)光 。 同理可得 紅外光的發(fā)光原理。 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第 22 頁 電路板及各芯片的電源設(shè)計(jì) 當(dāng)系統(tǒng)開機(jī)時(shí)，長按下開關(guān) S1時(shí) GSM3005的 IN1接高電平，即 COM1與 NO1相連，NO1接電源，所以 COM1接電源， COM2也接電源，開始為系統(tǒng)供電。開關(guān)斷開后 COM1接 NC1懸空，但 COM2仍接電源繼續(xù)為系統(tǒng)供電。 系統(tǒng)關(guān)機(jī)時(shí)，單片機(jī)給 KEY_HOLD 一低電平， COM2與電源斷開，停止為系統(tǒng)供電。 VBATTERY+12BATTERY652833/500mA FU1500mAR1100KDO1FHD41481122S1DTSGL61NVT/RR2100KPOWER_KEYV+1NO12COM13IN14NC15GND6NC27IN28COM29NO210U1SGM3005XMSDO21N5819HWFU2500mAVBATTVRTCText保險(xiǎn)絲隔離Text 圖 35 電路板供電設(shè)計(jì)圖 Vin1G2SHDW3NC4Vout5V1 NCP511SN30T1GC1E1220uF/10VVDD301 單片機(jī)供電Vin1G2SHDW3NC4Vout5V2 NCP511SN30T1GC2E222uF/10VVDD302VBATTE1122uF/10VE1222uF/10VVin1G2SHDW3NC4Vout5V3 NCP511SN30T1GC3E322uF/10VVDD303 光敏管供電C4E422uF/10VVDD334VBATT123V4 MCP1702T3302E/CBE1322uF/10VE1422uF/10V 圖 36 芯片的供電設(shè)計(jì)圖 東北大學(xué)秦皇島分校畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文） 第 23 頁 NCP511系列是 一個(gè)帶有使能端的穩(wěn)壓器，其引腳定義如下： Vin 電壓輸入端 Vout 電壓輸出端 WDHS 是穩(wěn)壓使能端 NC 閑置端 G 接地 MCP1702為一常見的三端穩(wěn)壓器。 由于考慮到帶負(fù)載的原因，經(jīng)試驗(yàn)得到光敏感、發(fā)光管驅(qū)動(dòng)電路、單片機(jī)的應(yīng)該采用獨(dú)立供電是系統(tǒng)具有更好的穩(wěn)定性，得出的脈搏波形更趨于穩(wěn)定，故本系統(tǒng)采用獨(dú)立供電的方式。 串口設(shè)計(jì)及外 USB 座的設(shè)計(jì) DCD1R12GND3D+4D5VDD6REGIN7VBUS8RST9NC10SUSPEND11SUSPEND12NC13NC14NC15NC16NC17NC18NC19NC20NC21NC22CTS23RTS24RXD25TXD26DSR27DTR28U5CP2102GMCCP1D+DCP2102RXCP2102TXCP2102VCCVCC5V有線傳輸237_OUTIR+RD+12345678910USB10PIN miniUSBAVCC3VVCC5VD+DRF100k237_OUT 圖 37 串口通信及 USB 設(shè)計(jì)圖 CP2102是一個(gè)高集成的 USBUART 的轉(zhuǎn)換控制器。這個(gè) CP2102包括 函數(shù)控制器、通用串口總線收發(fā)器、振蕩器、 EEPR