【正文】 電流消耗場(chǎng)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(yè) 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(shí)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(gè)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(gè)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(jué)紅色（ VS）的 LED 操作。在電池電量監(jiān)測(cè)計(jì)采用阻抗跟蹤算法的電量計(jì)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(jì)電路易于配置的微控制器外設(shè)提供系統(tǒng)端電量計(jì)量的單節(jié)鋰離子電池。 USB 輸入電流限制精度和 啟動(dòng)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(wú)線通信鏈路是基于在 BLE和是基于 、一個(gè) FCC 認(rèn)證（美國(guó)聯(lián)邦通信委員會(huì)）系統(tǒng)級(jí)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(dòng)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(yùn)動(dòng)傳感器如加速計(jì)，陀螺儀，和磁力幫 助確定是否一人就座，散步，或跑步。運(yùn)動(dòng)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(shí)間的能力。最終只有最有意義的 16 位被使用。通過(guò) 一段時(shí)間后，交流部分會(huì)在累加過(guò)程中被取消，輸出只會(huì)跟蹤輸入的直流部分。 K 通過(guò)實(shí)驗(yàn)得到 。 如果輸入有一個(gè)階躍變化， 通過(guò)一段時(shí)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(gè)階段，信號(hào)類(lèi)似于通過(guò)動(dòng)脈的心跳脈沖。 采樣的信號(hào)被數(shù)字濾波來(lái)去掉 50Hz 和以上的環(huán)境噪聲。取而代之的是一個(gè) IIR 濾波器被用來(lái)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(hào) 調(diào)節(jié) 圖 10 交流部分的信號(hào)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(gè)樣品使用內(nèi)部采樣計(jì)時(shí)器通過(guò)設(shè)置 ADC 控制寄存器中的 MSC 位來(lái)一個(gè)接著一個(gè)取樣。 ADC 轉(zhuǎn)換被自動(dòng)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(duì)某個(gè)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(gè)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(gè) LED被驅(qū)動(dòng)來(lái)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(hào)的直流部分并把它用作 OA1 的偏移輸入。 兩個(gè) LED 的輸出在一個(gè)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(dòng)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(hào)非常小，這個(gè)放大器擁有一個(gè)低的漂移電流就很重要。電流信號(hào)通過(guò)一個(gè)跨阻放大器被放大。每個(gè)晶體管的基極有一個(gè)下拉電阻來(lái)保證當(dāng)該晶體管沒(méi)被選擇時(shí)它 處于關(guān)閉狀態(tài)。 在 MSP430FG437 中， 內(nèi)部的 12 位 DAC0 通過(guò) 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(gè) DAC0 控制通過(guò) LED 的電流，從而控制它的光輸出水平 。圖 2 對(duì)該電路進(jìn)行了說(shuō)明。 在 Nellcor 兼容探頭中，這兩個(gè) LED 被背靠背連接。他們還可以增加動(dòng)態(tài)范圍大于 105 dB 和創(chuàng)建一個(gè)參考電流獨(dú)立的紅外和紅色發(fā)光二極管。 采集和信號(hào)調(diào)理所需的關(guān)鍵 部件是 LED，光探測(cè)器和 AFE?？捎糜?集成式故障診斷 ，如 光電二極管和 LED 開(kāi)路與短路檢測(cè) ， 線纜接通和斷開(kāi)檢測(cè) 。 具有高動(dòng)態(tài)范圍的接收通道 ， 13 個(gè)無(wú)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(shí)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(dú)立編程。每個(gè) 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(gè)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(shí)間是一 個(gè) CPU時(shí)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(gè) 16 位定時(shí)器 ,一個(gè)高性能的 12 位模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器 (ADC),兩個(gè)通用串行通信接口 (USCI),硬件乘法器、DMA、實(shí)時(shí)時(shí)鐘模塊與報(bào)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(gè) D 型 9 針連接器。 這里使用一個(gè)場(chǎng)外的現(xiàn)成 Nellcor 兼容探頭 5201011N。一個(gè)單獨(dú)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(hào)被運(yùn)算放大器 OA0 和 OA1 放大 ，ADC12 對(duì)兩個(gè)放大器的輸出進(jìn)行采樣 。 將兩路信號(hào)分別送入單片機(jī)的 A/D轉(zhuǎn)換模塊 ， 經(jīng)過(guò)軟件濾波等數(shù)字處理之后提取脈搏波特征點(diǎn)并計(jì)算得出所測(cè)的血氧飽和度值 ， 將所測(cè)結(jié)果送液晶顯示 ， 同時(shí)通過(guò)可選擇通過(guò) 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(dòng)模塊 ， 經(jīng)過(guò)放大的脈沖信號(hào)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(guò)檢測(cè)沒(méi)有手指放入則返回等待下次檢測(cè) ,以節(jié)省功耗 。 圖 3規(guī)范化的 R 和 IR 波長(zhǎng)以消除在入射光強(qiáng)度或檢測(cè)器靈敏度的變化的影響 第 6 頁(yè) 圖 4 動(dòng)脈血氧飽和度和規(guī)范化（ R/IR）之間的比率的 實(shí)證 關(guān)系 3 系統(tǒng)的硬件設(shè)計(jì) 總體方案的設(shè)計(jì)思想和系統(tǒng)框圖 測(cè)量血氧飽和度時(shí) ,由 MSP43OF5529單片機(jī)定時(shí)發(fā)送一路探測(cè)信號(hào)到光源驅(qū)動(dòng)模塊 ，同時(shí)檢測(cè)光敏二極管接收到透射波所產(chǎn)生的光敏信號(hào) ， 通過(guò)閡值判斷是否有手指放入等待檢測(cè) 。 血氧儀對(duì)血氧飽和度的動(dòng)脈血液樣本通過(guò)體外血氧儀的大集團(tuán)的對(duì)象。 SaO2％ =AB?（ R∕ IR） 其 中基于對(duì)每個(gè)波長(zhǎng) 在 脈動(dòng)分量（ AC）是由相應(yīng)的非脈動(dòng) 分量 （ DC） 劃分歸一化。這個(gè)歸一化進(jìn)行同時(shí)為紅色（ R）和紅外（ IR）波長(zhǎng)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(yàn)有關(guān)血氧飽和度，如圖 4，當(dāng)比率為 1 時(shí)，血氧飽和度值約 85％ 。 在 LED 亮度或檢測(cè)器的靈敏度的一個(gè)偏差可以改變由所述傳感器檢測(cè)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(guò)組織 的 變化特征說(shuō)明動(dòng)脈搏動(dòng)的節(jié)奏效果 第 5 頁(yè) 在心臟收 縮期 ， 當(dāng)動(dòng)脈搏動(dòng)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(dòng)脈血的變化量而 生的光體積描記（ PPG）信號(hào)的檢測(cè) 。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(yè) 圖 1 含氧與脫氧血在 紅外 光和紅光 的吸收 通過(guò)均勻的溶液 的 特定波長(zhǎng) 的光 的吸光度可通過(guò)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?chē)?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?chē)鷧^(qū)域，對(duì)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(shí) 。含氧血液是 鮮明的紅色， 而脫氧的血有一個(gè)特點(diǎn) 是 深藍(lán)色 。脈搏血氧儀就是通過(guò)探測(cè)這個(gè)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(cè)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(zhǎng)的光照射這些組織時(shí)，經(jīng)過(guò)組織吸收、反射衰減后，由光敏元件探測(cè)到的透射（或反射 )光是在一個(gè)相對(duì)比較穩(wěn)定的直流分量 (DC)上迭加一個(gè)較小的脈動(dòng)分量 (交流分量 AC)的脈搏波。 2 脈搏血氧飽和度的測(cè)量 原理和方法 無(wú)創(chuàng)血氧飽和度測(cè)量理論基礎(chǔ) 無(wú)創(chuàng)血氧測(cè)量的基本原理是根據(jù)組織對(duì)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(lái)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(shí)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(wú)損的特點(diǎn)，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(jì)算機(jī)技術(shù)發(fā)展起來(lái)的、適合于作數(shù)字信號(hào)處理的高速高位單片計(jì)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(shí)現(xiàn)的 ,但類(lèi)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(shí)現(xiàn)。 一個(gè) 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(lèi)似 ,模擬半導(dǎo)體器件也有其技術(shù)規(guī)格的范圍 ,制造過(guò)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(hào)輸人配置相同的 50O個(gè)模擬系統(tǒng) ,每個(gè) 第 3 頁(yè) 系統(tǒng)的輸出都不會(huì)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(duì)于數(shù)字信號(hào)處理器 ,它們所帶來(lái)的影響要小得多。器件及制造材料的壽命對(duì)整個(gè)電路的性能有極大的影響。這就意味著一個(gè)模擬電路的性能在不同的溫度時(shí)會(huì)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(gè)數(shù)字濾波器可以通過(guò)重新編程來(lái)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(hào)處理中，采用數(shù)字技術(shù)有許多的優(yōu)點(diǎn)， DSP 所能完成的功能，有許多靠模擬技術(shù)完成起來(lái)很困難，甚至是無(wú)法完成的。 1965 年，庫(kù)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(jì)算量，從而為數(shù)字信號(hào)的實(shí)時(shí)處理奠定了算法基礎(chǔ)。 連續(xù)信號(hào)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(chǔ)起來(lái)，事后再加以處理。算法一旦建立，設(shè)計(jì)者就要尋找合適的計(jì)算機(jī)來(lái)最有效地實(shí)現(xiàn)它們。數(shù)字信號(hào)處理是利用專用處理器件，以數(shù)字形式對(duì)信號(hào)進(jìn)行采集、變換、濾波、估值、增強(qiáng)、壓縮、識(shí)別等處理，以得到符合人們需要的信號(hào)形式?？梢院苊黠@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(kāi)銷(xiāo)，其功耗和體積都比