【正文】 電流消耗場景： 案例 1 指的情況 是 DAC12_0DAT = 0x047E，這意味著， VThof NPN 晶體 管 = 伏（ VREF = ）和最小電流流經(jīng) H 橋電路的 ON路徑。由于 DAC12_0DAT 寄存器的值發(fā)生 第 13 頁 變化取決于以前的采樣數(shù)據(jù)分， 脈搏血氧儀 板的電流消耗是不一樣的 . 在所有時間。該 DAC0_DAT 寄存器，然后裝入相應(yīng)的數(shù)據(jù)。的 DAC0 輸出控制 LED的光強(qiáng)度，使得它們很好預(yù)先確定的目標(biāo)范圍內(nèi)。在每個模式中，沿著與 相應(yīng)的 LED 和各種外圍設(shè)備的 CPU的是活性為 ? 毫秒，然后進(jìn)入低功耗模式與兩個發(fā)光二極管關(guān)斷期間（ ? 毫秒）的其余部分。紅外（ IR） LED 操作和視覺紅色（ VS）的 LED 操作。在電池電量監(jiān)測計采用阻抗跟蹤算法的電量計量，并提供信息，如剩余電池容量（ mAh），狀態(tài)充電（％）和電池電壓（毫伏） 。電池電量計電路易于配置的微控制器外設(shè)提供系統(tǒng)端電量計量的單節(jié)鋰離子電池。 USB 輸入電流限制精度和 啟動序列使電池充電器以滿足 USBIF 的浪涌電流規(guī)范。 USB 也用于充電的鋰聚合物電池。有線通信是基于。所述無線通信鏈路是基于在 BLE和是基于 、一個 FCC 認(rèn)證（美國聯(lián)邦通信委員會）系統(tǒng)級的 PCB（印刷電路板）的模塊可在網(wǎng)上，只需要很少的外部元件。它們還有助于以跟蹤移動距離和增加的分辨率提供的系統(tǒng)的更準(zhǔn)確的位置在 GPS 與航位推算算法。運動傳感器如加速計，陀螺儀，和磁力幫 助確定是否一人就座，散步，或跑步。運動傳感器傳感器是人機(jī)界面（ HMI）的基本組成部分。微控制器應(yīng)具有特定的功能，包括維護(hù)上下文在所有時間的能力。最終只有最有意義的 16 位被使用。通過 一段時間后，交流部分會在累加過程中被取消，輸出只會跟蹤輸入的直流部分。 K 通過實驗得到 。 如果輸入有一個階躍變化， 通過一段時間后輸出將變?yōu)楹洼斎胂嗤?。該濾波器的工作能被很好地直觀理解。 在這個階段，信號類似于通過動脈的心跳脈沖。 采樣的信號被數(shù)字濾波來去掉 50Hz 和以上的環(huán)境噪聲。取而代之的是一個 IIR 濾波器被用來跟蹤直流電平。 OA1 輸出采樣必須去掉直流分量。 交流部分的信號 調(diào)節(jié) 圖 10 交流部分的信號調(diào)節(jié) OA1 的輸出被 ADC 以 1000 sps 采樣， 在紅外 紅色 LED 和正常 紅色 LED 間交替。這兩個樣品使用內(nèi)部采樣計時器通過設(shè)置 ADC 控制寄存器中的 MSC 位來一個接著一個取樣。 ADC 轉(zhuǎn)換被自動觸發(fā)。 ? DAC12_0 的新值被設(shè)置為相應(yīng)的光強(qiáng)水平 ? DAC12_1 被設(shè)置為對某個特定 LED 的直流跟蹤濾波器輸出 注意 OA1 放大 OA0 OUT 和 DAC12_1 間的差值。 在 CCR0 中斷中，一個新的 LED 序列被初始化并有如下操作： ? DAC12_0 控制位 DAC12OPS 根據(jù)哪一個 LED被驅(qū)動來置位或清零。這需要在稍后被濾除。直流部分被有效濾除了。直流跟蹤濾波器提取信號的直流部分并把它用作 OA1 的偏移輸入。 兩個 LED 的輸出在一個小的寬限內(nèi)有效地相互匹配。 LED 的電平控制使用圖 2 的電路努力保持 OA0 的輸出在預(yù)設(shè)范圍內(nèi)。 小的交流部分由氧軸承部件比 如動脈的光調(diào)制加上 50/60Hz 環(huán)境光噪聲組成。 大的直流部分是由身體組織軸承部件的缺氧和散光引起的 。由于電流信號非常小，這個放大器擁有一個低的漂移電流就很重要。電流信號通過一個跨阻放大器被放大。每個晶體管的基極有一個下拉電阻來保證當(dāng)該晶體管沒被選擇時它 處于關(guān)閉狀態(tài)。 在 MSP430FG437 中， 內(nèi)部的 12 位 DAC0 通過 DAC 控制寄存器的軟件控制可以被連接到 MCU 的引腳 5 或引腳 10。一個 DAC0 控制通過 LED 的電流，從而控制它的光輸出水平 。圖 2 對該電路進(jìn)行了說明。 在 Nellcor 兼容探頭中，這兩個 LED 被背靠背連接。他們還可以增加動態(tài)范圍大于 105 dB 和創(chuàng)建一個參考電流獨立的紅外和紅色發(fā)光二極管。 采集和信號調(diào)理所需的關(guān)鍵 部件是 LED，光探測器和 AFE?？捎糜?集成式故障診斷 ，如 光電二極管和 LED 開路與短路檢測 ， 線纜接通和斷開檢測 。 具有高動態(tài)范圍的接收通道 ， 13 個無噪聲位 。LED電流 可編程至具有 8 位電流分辨率的 50mA 電流 。 完全集成模擬前端，用于脈沖血氧儀 ，可進(jìn)行 靈活的脈 沖排序和定時控制 。 AFE4400 是一款非常適合于脈沖血氧儀應(yīng)用的完全集成模擬前端 (AFE)。所有端口上 拉 或下拉在是可編程的。所有 I / O位獨立編程。每個 扇區(qū) 可以完全關(guān)閉以 節(jié)省泄漏 ,然而所有數(shù)據(jù)丟失。一個中斷事件可以喚醒設(shè)備 。每條指令可以操作的 字 和字節(jié)數(shù)據(jù)。指令集包含原 51 種。剩下的寄存器是通用寄存器。 其中寄存器到寄存器的 操作執(zhí)行時間是一 個 CPU時鐘周期。所有指令操作 ,包括 七 種 源操作數(shù)的尋址模式和四 種 目的操作數(shù) 的尋址模式。 MSP430F5529 單片機(jī)配置集成的 USB 層和物理層支持 USB ,四個 16 位定時器 ,一個高性能的 12 位模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器 (ADC),兩個通用串行通信接口 (USCI),硬件乘法器、DMA、實時時鐘模塊與報警功能 ,和 63 I / O口線 。設(shè)備功能強(qiáng)大的 16位 RISC CPU、 16 位寄存器和最大的代碼效率。探頭的輸入是一個 D 型 9 針連接器。 這里使用一個場外的現(xiàn)成 Nellcor 兼容探頭 5201011N。一個單獨的 PC 軟件顯示這些數(shù)據(jù)的圖形跟蹤。 SaO2 的水平和心率在 LCD 上進(jìn)行顯示。 PIN 二極管的信號被運算放大器 OA0 和 OA1 放大 ，ADC12 對兩個放大器的輸出進(jìn)行采樣 。 將兩路信號分別送入單片機(jī)的 A/D轉(zhuǎn)換模塊 ， 經(jīng)過軟件濾波等數(shù)字處理之后提取脈搏波特征點并計算得出所測的血氧飽和度值 ， 將所測結(jié)果送液晶顯示 ， 同時通過可選擇通過 USB 通訊模塊送 PC機(jī)處理 。 由單片機(jī)周期性發(fā)送兩路脈沖到光源驅(qū)動模塊 ， 經(jīng)過放大的脈沖信號送到紅光和紅外光的光電二極管上 ,使其周期性發(fā)射紅 、 紅外光脈沖 ,形成光調(diào)制 。 若經(jīng)過檢測沒有手指放入則返回等待下次檢測 ,以節(jié)省功耗 。 圖 3規(guī)范化的 R 和 IR 波長以消除在入射光強(qiáng)度或檢測器靈敏度的變化的影響 第 6 頁 圖 4 動脈血氧飽和度和規(guī)范化（ R/IR）之間的比率的 實證 關(guān)系 3 系統(tǒng)的硬件設(shè)計 總體方案的設(shè)計思想和系統(tǒng)框圖 測量血氧飽和度時 ,由 MSP43OF5529單片機(jī)定時發(fā)送一路探測信號到光源驅(qū)動模塊 ，同時檢測光敏二極管接收到透射波所產(chǎn)生的光敏信號 ， 通過閡值判斷是否有手指放入等待檢測 。 血氧儀對血氧飽和度的動脈血液樣本通過體外血氧儀的大集團(tuán)的對象。 SaO2％ =AB?（ R∕ IR） 其 中基于對每個波長 在 脈動分量（ AC）是由相應(yīng)的非脈動 分量 （ DC） 劃分歸一化。這個歸一化進(jìn)行同時為紅色（ R）和紅外（ IR）波長的光，如圖 3的歸一化的 R/IR“比率的比率”然后可以憑經(jīng)驗有關(guān)血氧飽和度，如圖 4，當(dāng)比率為 1 時，血氧飽和度值約 85％ 。 在 LED 亮度或檢測器的靈敏度的一個偏差可以改變由所述傳感器檢測到的光的強(qiáng)度。 在心舒張期間 ， 血液較少存在于血管床，從而增加傳輸或反向散射的光的量 。 圖 2 光衰減通過組織 的 變化特征說明動脈搏動的節(jié)奏效果 第 5 頁 在心臟收 縮期 ， 當(dāng)動脈搏動是 在它的 高峰期 ，在組織中的血液量增加。 現(xiàn)代脈搏血氧飽和度依賴于 由 心臟的周期性收縮舒張 產(chǎn)生的動脈血的變化量而 生的光體積描記（ PPG）信號的檢測 。光的吸收也取決于皮膚的厚度和顏色。 假定包含 由 血紅蛋白和 含氧血紅蛋白的兩組 均勻混合物 的 溶 血血樣 ，并且有這些組分的混合物的光吸收是額外的。 第 4 頁 圖 1 含氧與脫氧血在 紅外 光和紅光 的吸收 通過均勻的溶液 的 特定波長 的光 的吸光度可通過比爾 蘭伯特定律精確地確定，用下面的方程 Ιt ＝ Ιo另一方面， 光譜 在 940nm 周圍的 近紅外區(qū)域，相比 含氧 血紅蛋白 ， 脫氧 血紅蛋白光吸收降低 。 該方法利用了 紅光在光譜 660nm 周圍區(qū)域，對比含氧 血紅蛋白 ， 脫氧 血紅蛋白具有較高 的光吸收系數(shù)的事實 。含氧血液是 鮮明的紅色， 而脫氧的血有一個特點 是 深藍(lán)色 。脈搏血氧儀就是通過探測這個交流變化量，并消除非血液組織的直流分量的影響，并根據(jù)一套精密復(fù)雜的算法，測得血氧飽和度。人體手指、腳趾或耳垂等部位的組織是由皮膚、血液、肌肉、骨骼等組成的，用一定波長的光照射這些組織時，經(jīng)過組織吸收、反射衰減后，由光敏元件探測到的透射（或反射 )光是在一個相對比較穩(wěn)定的直流分量 (DC)上迭加一個較小的脈動分量 (交流分量 AC)的脈搏波。 2 脈搏血氧飽和度的測量 原理和方法 無創(chuàng)血氧飽和度測量理論基礎(chǔ) 無創(chuàng)血氧測量的基本原理是根據(jù)組織對特定頻率光的吸收特性，利用光在組織中傳播的吸收效應(yīng)來獲取和研究生物組織生理的、代謝的和結(jié)構(gòu)的有用信息， 定量確定生物組織在不同光譜區(qū)的光學(xué)特性，為臨床實踐和理論研究提供方便可靠的指標(biāo)，具有安全、可靠、連續(xù)及無損的特點，具有十分廣泛的研究、應(yīng)用前景。 DSP 器件就是基于超大規(guī)模集成電路技術(shù)和計算機(jī)技術(shù)發(fā)展起來的、適合于作數(shù)字信號處理的高速高位單片計算機(jī)。 與模擬 電路相比 ,數(shù)字電路的集成度可以高得多。一些基本的自適應(yīng)功能在模擬系統(tǒng)中是可能實現(xiàn)的 ,但類似于噪聲消除等復(fù)雜的自適應(yīng)變化就非模擬系統(tǒng)所能實現(xiàn)。 一個 DSP系統(tǒng)可以很容易地自適應(yīng)于外部環(huán)境的改變。與此相類似 ,模擬半導(dǎo)體器件也有其技術(shù)規(guī)格的范圍 ,制造過程中的各種條件變化使得器件與器件各不相同。電阻允許的誤差通常是其阻值的 5%,更高檔的可能是 2%或 1%。但如果將同樣的信號輸人配置相同的 50O個模擬系統(tǒng) ,每個 第 3 頁 系統(tǒng)的輸出都不會相同。 3可重復(fù)性好 數(shù)字系統(tǒng)本身就固有可重復(fù)性。但對于數(shù)字信號處理器 ,它們所帶來的影響要小得多。器件及制造材料的壽命對整個電路的性能有極大的影響。這就意味著一個模擬電路的性能在不同的溫度時會有差別 ,而數(shù)字電路在其保證的工作范圍內(nèi)受溫度變化的影響就要小得多。 在很多情況下 ,甚至不需要重新編程 ,而只需要改變有關(guān)的數(shù)據(jù)和操作就可以完成不同的任務(wù) ,而在模擬系統(tǒng)中 ,這樣作是很困難的。例如一個數(shù)字濾波器可以通過重新編程來完成低通、高通、帶通、帶阻等不同的濾波任務(wù) ,而不需要改變硬件。在通常的信號處理中，采用數(shù)字技術(shù)有許多的優(yōu)點， DSP 所能完成的功能，有許多靠模擬技術(shù)完成起來很困難，甚至是無法完成的。 1965 年，庫利 (Cooley)和圖基(Tukey)提出了著名的快速付氏變換 (Fast Fourier Transform,FFT)，極大地降低了付氏變換的計算量，從而為數(shù)字信號的實時處理奠定了算法基礎(chǔ)。 連續(xù)信號的基本數(shù)學(xué)模型是基于 19 世紀(jì)提出的拉普拉斯變換和付氏變換。隨后是將波形存儲起來，事后再加以處理。算法一旦建立，設(shè)計者就要尋找合適的計算機(jī)來最有效地實現(xiàn)它們。數(shù)字信號處理是利用專用處理器件，以數(shù)字形式對信號進(jìn)行采集、變換、濾波、估值、增強(qiáng)、壓縮、識別等處理，以得到符合人們需要的信號形式。可以很明顯看出，基于模擬探頭的血氧儀需要更多的硬件元器件和系統(tǒng)開銷，其功耗和體積都比