血氧脈搏儀設(shè)計(jì)含4張CAD圖及程序
血氧脈搏儀設(shè)計(jì)含4張CAD圖及程序,脈搏,設(shè)計(jì),cad,程序
血氧脈搏儀設(shè)計(jì)
摘 要
脈搏血氧儀是一種可連續(xù)、無(wú)創(chuàng)、方便地檢測(cè)動(dòng)脈血氧飽和度的儀器。血氧飽和度的監(jiān)測(cè)目前在急救病房、手術(shù)室、監(jiān)護(hù)室、患者的術(shù)后恢復(fù)、呼吸睡眠的研究以及社區(qū)醫(yī)療監(jiān)護(hù)等方面得到廣泛的應(yīng)用。同時(shí)隨著人們對(duì)健康關(guān)注度的提高，在家庭中也有很大前景。隨著微光機(jī)電系統(tǒng)技術(shù)、生物醫(yī)學(xué)技術(shù)及數(shù)字信號(hào)處理技術(shù)的發(fā)展，脈搏血氧檢測(cè)系統(tǒng)正朝著集成化、微型化、數(shù)字化方向發(fā)展。本設(shè)計(jì)基于傳統(tǒng)的透射式光電采集原理，使用高速集成模擬混合信號(hào)芯片C8051F320，設(shè)計(jì)了雙波長(zhǎng)血氧脈搏儀。系統(tǒng)采用光源調(diào)制、頻分測(cè)量法和過(guò)采樣技術(shù)，簡(jiǎn)化模擬電路部分的設(shè)計(jì)，提高了系統(tǒng)穩(wěn)定性和重復(fù)性。在動(dòng)態(tài)光譜原理基礎(chǔ)上，對(duì)光電脈搏波信號(hào)進(jìn)行時(shí)域頻域轉(zhuǎn)換，所得到基波分量用于血氧飽和度計(jì)算，獲得了高精度的脈搏血氧飽和度測(cè)量值。
本文還研究了脈搏血氧儀現(xiàn)況，Lambert-Beer定律在光電采集模型分析與應(yīng)用，以及光電容積脈搏波描記法、雙波長(zhǎng)測(cè)量法的原理。以及國(guó)內(nèi)外血氧脈搏測(cè)量?jī)x的現(xiàn)況。根據(jù)脈搏血氧儀的功能和需求，采取便于實(shí)時(shí)傳輸?shù)腢SB通信來(lái)進(jìn)行數(shù)據(jù)的傳輸。采集到的結(jié)果可以方便的和傳送到數(shù)據(jù)庫(kù)進(jìn)行分析對(duì)比。便利的采集方式可以增加數(shù)據(jù)庫(kù)的容量，為醫(yī)院、疾病防疫站等機(jī)構(gòu)對(duì)疾病的分析統(tǒng)計(jì)提供依據(jù)。
本設(shè)計(jì)還包括脈搏血氧儀的軟硬件設(shè)計(jì)及實(shí)現(xiàn)。對(duì)于硬件先進(jìn)行原理上的設(shè)計(jì)仿真，再進(jìn)行試驗(yàn)樣板的制作與驗(yàn)證。軟件的設(shè)計(jì)包括了采集電路信號(hào)控制和采集以及USB數(shù)據(jù)的傳輸和上位機(jī)。最后分析了影響測(cè)量精度的各種因素，提出了消除各種干擾信號(hào)的處理方法。
關(guān)鍵字：C8051F320、USB、脈搏血氧儀、透射、Lambert-Beer定律
Abstract
Pulse oximetry is a continuous, non-invasive and easily way to measure SaO2. Currently, blood oxygen saturation monitoring is widely applicant in the emergency ward, operating rooms, care of patients, postoperative recovery, breathing the sleep research and community medical ward, etc.
At the same time as people take more care to health, pulse oximetry also has very great prospects in the family. As micro- optical -electro-mechanical system technology, biomedical technology and digital signal processing technology developed, blood oxygen detection system is going to be more integration, miniaturization, digital. The design is based on the traditional transmission photoelectric collection principle, using high-speed integrated simulation of mixed signal chips C8051F320; design the blood oxygen double wave pulse instrument. System by using lamp-house modulating, frequency division of measurement and sampling technology, simplify the analog circuit part of the design; improve the stability of the system and the repeatability. In dynamic spectrum based on the theory of photoelectric pulse wave signal in the time domain frequency conversion, get base wave component used in the blood oxygen saturation calculation, won the high precision of the pulse of blood oxygen saturation measured values.
The paper also studies the pulse oximetry status, Lambert-Beer's law in photoelectric acquisition model analysis and application of the photoelectric volume and pulse wave tracing, double wavelength measurement principle. And the current status of measurement in the oxygen pulse at home and abroad. According to the pulse oximetry function and demand, take easy real-time transmission USB communication for data transmission. The collected results can be convenient and transmit the comparative analysis to the database. The collection of convenient way to increase the capacity of the database, for hospitals, disease of disease institutions such as defensive stand of statistical analysis, provides the basis.
The design also includes pulse oximetry hardware and software design and realization. When design the hardware, I do a simulation in 0computer to make sure that the circuit diagram didn’t have problems, and then did I come to make test circuit board. The programming includes tow parts. First one is on the micro-chips which is setting LED control signal, converts the input voltage signals into digital quantity and sent it to computer through USB. The other part is on the computer which uses to show the messenger and save it. At last, do the analyzed of various factors influence the accurate measurement, and give some way to solve those problems.
Key word: C8051F320, USB, pulse oximetry, transmission, Lambert-Beer's law
目錄
第一章 緒論 1
1.1引言 1
1.2血氧飽合度的測(cè)量意義 2
1.3血氧飽合度測(cè)量的發(fā)展?fàn)顩r 2
1.4 國(guó)內(nèi)外研究現(xiàn)狀 3
1.5本論文研究的目的和內(nèi)容 4
1.6本章小結(jié) 4
第二章 無(wú)創(chuàng)血氧飽和度脈搏測(cè)量的原理和方法 5
2.1 非侵入式脈搏血氧儀的工作原理 5
2.2 Lambert-Beer定律 5
2.3光電測(cè)量原理 7
2.4光電容積脈搏波描記法 8
2.5雙波長(zhǎng)測(cè)量法 9
第三章 硬件電路的設(shè)計(jì) 13
3.1整體電路設(shè)計(jì) 13
3.2電源設(shè)計(jì) 14
3.3 雙波長(zhǎng)發(fā)光驅(qū)動(dòng)電路設(shè)計(jì) 15
3.4 光電轉(zhuǎn)換電路的設(shè)計(jì) 16
3.5信號(hào)分離電路 18
3.6 帶通濾波器設(shè)計(jì) 18
3.7放大電路的設(shè)計(jì) 21
3.8直流偏置電路 22
3.9本章小結(jié) 22
第四章 程序設(shè)計(jì) 23
4.1 C8051F320 混合信號(hào)微控制器介紹 24
4.2整體程序設(shè)計(jì) 26
4.3 發(fā)光管驅(qū)動(dòng)程序設(shè)計(jì) 28
4.4 AD采集程序設(shè)計(jì) 28
4.4.1采用過(guò)采樣技術(shù)提高數(shù)據(jù)采集精度 28
4.4.2 AD采集相關(guān)寄存器配置 31
4.4.3 血氧量的計(jì)算 31
4.4 USB通信程序設(shè)計(jì) 32
第五章 系統(tǒng)分析與實(shí)驗(yàn) 34
5.1 干擾信號(hào)產(chǎn)生的原因及處理方法 34
5.1.1環(huán)境光、暗電流 34
5.1.2工頻和其它電磁干擾 34
5.1.3運(yùn)動(dòng)偽差 35
5.2 實(shí)驗(yàn)測(cè)量結(jié)果 35
5.2總結(jié)與展望 37
謝 辭 38
參考文獻(xiàn) 39
附 錄 41
1. C8051F320最小系統(tǒng)原理圖： 41
2. 信號(hào)采集放大電路原理圖： 41
3. 芯片下載線原理圖： 43
第一章 緒論
1.1引言
氧是生命活動(dòng)的基礎(chǔ)，缺氧是導(dǎo)致許多疾病的根源，而較為普遍的病癥如慢性低血氧癥，腦與心血管供血不足以及運(yùn)動(dòng)后的疲勞等生理和病理現(xiàn)象都與人體氧含量有直接關(guān)系，嚴(yán)重時(shí)直接威脅人的生命
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。動(dòng)脈血氧分壓正常約為100mmHg，取決于吸入氣體的氧分壓和肺的呼吸功能，靜脈血氧分壓正常40mmHg，它可反映內(nèi)呼吸狀況。
氧容量:為l00ml血液中血紅蛋白(Hb)為氧充分飽和時(shí)的最大帶氧量，應(yīng)等于l.34mL/gHb(g%)，它取決于血液中Hb的質(zhì)(與氧結(jié)合的能力)和量。血氧容量正常約為20ml%。
氧含量:為l00ml血液中血紅蛋白實(shí)際的帶氧量。主要是血紅蛋白實(shí)際結(jié)合的氧，極小量溶解于血漿的氧(僅有0.3ml%)。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。血氧飽和度(SaO2)是指血液中(血紅蛋白)實(shí)際結(jié)合的氧氣(氧含量)占血液中(血紅蛋白)所能結(jié)合氧氣的最大量(氧容量)的百分比。因此，血氧飽和度的定義可表示為血氧飽和度的表示方法有兩種：
1、 功能飽和度（functional saturation）：
(1-1)
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，即血液中血氧的濃度。之后采用的SaO2表示利用脈搏血氧儀所測(cè)得的血氧飽和度的值。
2、自然飽和度（fractional saturation）：
(1-2)
除了病理因素和長(zhǎng)期吸煙者外，人體血液中所含碳氧血紅蛋白和高鐵血紅蛋白是很少的。所以臨床上多采用功能飽和度來(lái)反映血液中氧含量的變化。人體正常動(dòng)脈血的血氧飽和度為98%，它是反映機(jī)體內(nèi)氧狀況的重要指標(biāo)，如果人體的血氧飽和度的值低于94%，則被視為供氧不足。
1.2血氧飽合度的測(cè)量意義
血氧飽和度的監(jiān)測(cè)目前在急救病房、手術(shù)室、監(jiān)護(hù)室、患者的術(shù)后恢復(fù)、呼吸睡眠的研究以及社區(qū)醫(yī)療監(jiān)護(hù)等方面得到廣泛的應(yīng)用。在麻醉、手術(shù)的大量臨床應(yīng)用資料表明，及時(shí)了解血氧飽和度的狀況，了解機(jī)體氧合功能，發(fā)現(xiàn)低氧血癥，有效提高麻醉和危重病人的安全性;及早知道SaO2下降可有效預(yù)防或減少手術(shù)期和急癥期的意外死亡。據(jù)統(tǒng)計(jì)，單獨(dú)應(yīng)用血氧測(cè)量?jī)x可減少40%的麻醉意外，如果與二氧化碳監(jiān)測(cè)儀共用，可減少91%的麻醉意外。在對(duì)危重病人和不易通氣等手術(shù)中，使用血氧飽和度儀進(jìn)行連續(xù)的氧合估計(jì)，快速提供信息。
到目前為此，血氧飽和度作為一種無(wú)創(chuàng)、反應(yīng)快速、可靠的連續(xù)監(jiān)測(cè)指標(biāo)，己得到公認(rèn)，并己推廣到小兒病人的呼吸循環(huán)功能監(jiān)測(cè)，特別對(duì)新生兒、早產(chǎn)兒的高氧血或低氧血癥的辨認(rèn)尤其敏感。因此，血氧飽和度的連續(xù)監(jiān)測(cè)不僅可及時(shí)發(fā)現(xiàn)低氧血癥，設(shè)置SaO2高限報(bào)警以提供高氧血癥預(yù)報(bào)，正確評(píng)價(jià)新生兒的氣道處理與復(fù)蘇效果，為新生兒的監(jiān)護(hù)和治療提供重要信息。與時(shí)同時(shí)，血氧飽和度測(cè)量?jī)x也用在呼吸睡眠的研究、判斷患者是否有睡眠呼吸暫停綜合癥或夜間低氧飽和度等情況;社區(qū)醫(yī)療對(duì)中風(fēng)病人和心肌梗塞等患者進(jìn)行的監(jiān)護(hù)，能夠及時(shí)快速的了解SaO2的狀況，對(duì)疾病的發(fā)現(xiàn)和治療都有非常重要的意義。因此，血氧飽和度的監(jiān)測(cè)技術(shù)己成為現(xiàn)代醫(yī)療必不可少的監(jiān)測(cè)手段之一。
同時(shí)隨著人們對(duì)健康的關(guān)注，各種健康測(cè)量?jī)x表也在家用中開始火熱起來(lái)。因此方便實(shí)用的脈搏測(cè)量?jī)x具有廣大的市場(chǎng)。同時(shí)隨著測(cè)量?jī)x表的普遍使用，對(duì)人體生理信息的采集也方便醫(yī)院和疾病研究所對(duì)疾病的研究和及早發(fā)現(xiàn)解決。
1.3血氧飽合度測(cè)量的發(fā)展?fàn)顩r
無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度的監(jiān)測(cè)技術(shù)的研究早在20世紀(jì)初期就己經(jīng)開始了，依據(jù)
郎伯一比爾定律(TheLambert一BeerLaw)原理為基礎(chǔ)的測(cè)量血氧飽和度的分光
光度法通?？煞譃橥干涔夥ê头瓷涔夥ā?
1929年前，美國(guó)生理學(xué)家GlenMillian開始研究血紅蛋白血氧反應(yīng)，并用“血氧計(jì)(oximeter)”一詞來(lái)描述血氧飽和度儀，稱之為“在需要穿透血管的情況下，連續(xù)測(cè)量人體內(nèi)動(dòng)脈血氧飽和度的一種光電測(cè)量?jī)x器”。
到20世紀(jì)三、四十年代后期，各種血氧監(jiān)測(cè)的技術(shù)開始大量涌現(xiàn)但在那
時(shí)，血氧飽和度儀并沒有獲得實(shí)際的應(yīng)用。1949年，Brinkman和ziljstra報(bào)告了血紅素反射型血氧計(jì)的使用。
在50年代，wood和coworker描述了一種無(wú)創(chuàng)傷檢測(cè)血氧飽和度的方法。
1964年，Shaw ?R研制出一種八波長(zhǎng)自身調(diào)整血氧計(jì)，成為第一種獲得臨床廣泛應(yīng)用的血氧計(jì)，如HP4720lA型耳血氧計(jì)。
1972年，Polayi和hehir使用光導(dǎo)纖維，用選定的二個(gè)光波長(zhǎng)照射血流，用反射光確定血氧飽和度公式，測(cè)量體內(nèi)血氧飽和度，建立了現(xiàn)代反射型血氧計(jì)測(cè)量的基礎(chǔ)。
1974年，世界上第一臺(tái)脈搏血氧飽和度(SP認(rèn))儀0LV5100問世。
1975年，Ronald等人描述了一種眼睛血氧計(jì)。
1980年[6]，Takatani等人描述了一種多波長(zhǎng)的非損傷性反射型血氧計(jì)。
1982年，Nellcor研制出一種性能更好的脈搏血氧飽和度儀N一100，并形成了一種標(biāo)準(zhǔn)模式，利用發(fā)光二極管作為光源、光敏二極管或光敏三極管作為光傳感器、微型計(jì)算機(jī)進(jìn)行信息處理。
到80年代中期，JobsiS、wyattJS及DelpyDT都在研究透射模式的腦血氧監(jiān)測(cè)裝置，并初步用于早產(chǎn)兒及新生兒的臨床監(jiān)護(hù)。
以上所介紹的測(cè)量血氧飽和度的方法都是透射光法。但由于透射型血氧儀的光傳感器安放的位置比較單一，不可能監(jiān)測(cè)人體多個(gè)部位的血氧飽和度(如前額、胸部、背部等部位)，尤其是對(duì)新生兒和胎兒血氧的監(jiān)測(cè)等方面有其自身的局限性，因此在探索透射型血氧儀的同時(shí)，有很多的科研機(jī)構(gòu)和研究人員開始了對(duì)反射型血氧儀的研究。
進(jìn)入90年代，MoCormick利用反射光譜及獨(dú)特的深淺雙光路對(duì)比檢測(cè)的傳感器設(shè)計(jì)，完成了可實(shí)用化的腦血氧飽和度測(cè)量裝置的研制，最新的有關(guān)反射型血氧飽和度計(jì)的報(bào)告是Mende1Sony等人，在2002年所描述的一種多波長(zhǎng)和特別的傳感器結(jié)構(gòu)的反射型血氧飽和度計(jì)?？偟膩?lái)說(shuō)，相對(duì)于透射型(傳輸型)血氧計(jì)，在實(shí)踐中的反射型血氧計(jì)的臨床數(shù)據(jù)的報(bào)告比較少，無(wú)論從傳感器的設(shè)計(jì)，軟硬件結(jié)構(gòu)，還是測(cè)量方法等方面值得進(jìn)一步的探索。
目前，用紅外光譜光電法在無(wú)創(chuàng)測(cè)量血氧飽和度的應(yīng)用方面己經(jīng)獲得較大的成功，脈搏血氧儀正處在大范圍普及及應(yīng)用階段。但是，由于工程學(xué)和生理學(xué)存在一定的局限性，評(píng)價(jià)SaO2值的正確性和可靠性仍然是重要的研究課題。近年研究建立的多種波長(zhǎng)光度測(cè)定理論與實(shí)踐，將打破目前利用紅光和紅外線兩種波長(zhǎng)的局限性，使測(cè)定血COHb和MetHb值成為可能，從而可減少因COHb和MetHb濃度異常病理狀態(tài)所引起的SaO2讀數(shù)錯(cuò)誤。Masimo信號(hào)萃取等技術(shù)的發(fā)展，將打破技術(shù)上的局限性，使由于病人活動(dòng)、低灌注、靜脈血壓力波、外界光線干擾等環(huán)境因素所造成的低信噪比可以減少，使SaO2讀數(shù)偏低或錯(cuò)誤報(bào)警的誤差得到減少。
實(shí)驗(yàn)室病人模擬裝置的進(jìn)一步研究，能夠?yàn)樵u(píng)價(jià)血氧飽和度儀的正確性和可靠性提供有效的模型。因此，上述所有監(jiān)測(cè)技術(shù)的進(jìn)展以及電子技術(shù)、計(jì)算機(jī)技術(shù)、單片機(jī)技術(shù)的快速發(fā)展，最終將大大提高SaO2儀的正確性、可靠性，同時(shí)可提供多變而有價(jià)值的臨床信息。此外，在今后醫(yī)療保健社區(qū)化的趨勢(shì)下，便攜式脈搏血氧儀在家庭保健和社區(qū)醫(yī)療監(jiān)護(hù)中都將發(fā)揮其重要作用。
1.4 國(guó)內(nèi)外研究現(xiàn)狀
近年來(lái)美國(guó)設(shè)計(jì)出指環(huán)式血氧監(jiān)護(hù)儀，該設(shè)備體積小，可進(jìn)行全天24小時(shí)監(jiān)護(hù)，做到真正的實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)，并且在抗運(yùn)動(dòng)干擾方面也做出一定的成績(jī)。一些歐洲國(guó)家如荷蘭、英國(guó)、德國(guó)等也在這方面有所進(jìn)展，在亞洲，日本、韓國(guó)在血氧監(jiān)護(hù)儀方面也有所突破。國(guó)內(nèi)的許多大學(xué)科研院所也都致力于血氧監(jiān)護(hù)儀的研制，如西安藍(lán)港數(shù)字醫(yī)療科技股份有限公司生產(chǎn)的手指血氧儀；中國(guó)醫(yī)學(xué)科學(xué)院和中國(guó)協(xié)和醫(yī)科大學(xué)研制的反射式血氧飽和度監(jiān)測(cè)儀；西安交通大學(xué)研制的數(shù)字式脈搏血氧飽和度檢測(cè)系統(tǒng)；廈門大學(xué)研制的基于PIC單片機(jī)的脈搏血氧檢測(cè)儀；南京師范大學(xué)研制的監(jiān)護(hù)用脈搏式血氧飽和度檢測(cè)模塊。但國(guó)內(nèi)生產(chǎn)的血氧監(jiān)護(hù)儀仍采用傳統(tǒng)脈搏血氧測(cè)量原理，在測(cè)量精度、抗干擾、穩(wěn)定性、重復(fù)性方面與國(guó)外還有一定差距，有待于進(jìn)一步完善。
1.5本論文研究的目的和內(nèi)容
本設(shè)計(jì)是在分析血氧飽和度發(fā)展、研究、應(yīng)用現(xiàn)狀的基礎(chǔ)上，將開發(fā)更具高效性、準(zhǔn)確性和可靠性的透射式血氧飽和度檢測(cè)儀作為目標(biāo)。采用經(jīng)典的信號(hào)采集電路方法，經(jīng)過(guò)優(yōu)化，使得電路易于實(shí)現(xiàn)，同時(shí)添加了USB數(shù)據(jù)傳輸功能，使得血氧脈搏信號(hào)傳輸更為方便，進(jìn)一步的話還可以實(shí)現(xiàn)遠(yuǎn)程監(jiān)控，便于信息統(tǒng)一采集。
本設(shè)計(jì)內(nèi)容：
1、了解血氧及脈搏的數(shù)據(jù)采集方法，對(duì)各種測(cè)量方法的優(yōu)缺點(diǎn)進(jìn)行分析比較，選取簡(jiǎn)潔實(shí)用的方法來(lái)測(cè)量血氧脈搏；
2、了解光電式血氧脈搏的測(cè)量方法及原理，分析測(cè)量方法產(chǎn)生誤差的原因，找到改善誤差的方法；
3、根據(jù)以上要求設(shè)計(jì)血氧脈搏儀的電路原理圖，包括前置放大電路，信號(hào)處理電路，信號(hào)采集電路以及電源；
4、設(shè)計(jì)數(shù)據(jù)采集程序，包括發(fā)光驅(qū)動(dòng)程序，AD信號(hào)采集程序，USB通信程序的設(shè)計(jì)；
5、將硬件采集模塊采集的數(shù)據(jù)通過(guò)USB將數(shù)據(jù)傳送到電腦；
6、根據(jù)原理圖制作相應(yīng)的樣機(jī)。
1.6本章小結(jié)
本章首先闡述了人體血氧檢測(cè)的背景和意義，然后介紹了血氧檢測(cè)技術(shù)的發(fā)展歷史和國(guó)內(nèi)外研究現(xiàn)況，從實(shí)用性出發(fā)，最終確定了利用近紅外光譜透射技術(shù)對(duì)人體血氧飽和度進(jìn)行無(wú)創(chuàng)檢測(cè)。同時(shí)確定了設(shè)計(jì)內(nèi)容和方向。
第二章 無(wú)創(chuàng)血氧飽和度脈搏測(cè)量的原理和方法
2.1 非侵入式脈搏血氧儀的工作原理
脈搏血氧飽和度測(cè)量方法主要基于以下兩個(gè)基本理論來(lái)研究的，一是光電測(cè)量原理，即氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對(duì)特定波長(zhǎng)的光的吸收存在差異性;二是容積脈搏波描記法( PhotoPlethysmoGraPhy，PPG)原理，即動(dòng)脈血周期性地搏動(dòng)，透過(guò)動(dòng)脈血的光強(qiáng)隨著動(dòng)脈血容量的變化而變化。
大量實(shí)驗(yàn)研究表明，每種物質(zhì)都有其特定的吸收光譜。因此，可根據(jù)吸收光譜的差異來(lái)鑒別物質(zhì)種類；同時(shí)還可以根據(jù)物質(zhì)吸收光譜曲線上某些特征波長(zhǎng)處的透射率（Transmittance）或吸光度（Absorbance）的高低來(lái)判別或測(cè)定該物質(zhì)的濃度，這就是利用分光光度法（Spectrophotometry）進(jìn)行物質(zhì)定性分析和定量分析的基礎(chǔ)。分光光度法又稱為吸光光度法（Absorption Photometry），包括可見吸光光度法、紫外-可見吸光光度法和紅外吸光光度法等，具有靈敏度高、準(zhǔn)確度高、操作簡(jiǎn)便、測(cè)定速度快等優(yōu)點(diǎn)。
非侵入式脈搏血氧（Non-invasive Pulse Oximetry）測(cè)量法，從原理上來(lái)講，可分為透射式脈搏血氧測(cè)量法和反射式脈搏血氧測(cè)量法兩種。兩者區(qū)別在于，透射式測(cè)量中LED光源與光電探測(cè)器分布在被檢測(cè)部位的兩側(cè)，主要檢測(cè)的是穿透機(jī)體組織后透射過(guò)來(lái)的光強(qiáng)；而反射式測(cè)量中LED光源與光電探測(cè)器均置于被檢測(cè)部位的同一側(cè)表面上，主要檢測(cè)的是從機(jī)體組織中反射過(guò)來(lái)的光強(qiáng)。
本論文研究的是透射式脈搏血氧檢測(cè)方法。脈搏血氧探頭，可置于指尖、耳垂或鼻翼等身體部位，用于血氧飽和度和脈率信號(hào)獲取。其中，紅光和近紅外LED光束分時(shí)交替穿透檢測(cè)部位組織到達(dá)光電探測(cè)器，由于血液中HbO2與Hb成份對(duì)兩個(gè)波長(zhǎng)的光吸收系數(shù)不同，因而，通過(guò)測(cè)量?jī)蓚€(gè)波長(zhǎng)光強(qiáng)的吸收率，利用Beer-Lambert定律推導(dǎo)計(jì)算，可以獲得脈搏血氧飽和度值。通常狀況下，人體血氧飽和度值介于70%～100%之間，低于70%的數(shù)據(jù)是估測(cè)得出的，因?yàn)闊o(wú)法獲得人體血氧含量低于70%時(shí)的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)。
2.2 Lambert-Beer定律
溶液對(duì)光的吸收除與溶液本性有關(guān)外，還與入射光波長(zhǎng)、溶液濃度、液層厚度及溫度等因素有關(guān)。Lambert和Beer分別研究了吸光度與液層厚度和溶液濃度之間的定量關(guān)系。
Lambert定律表示為：當(dāng)一適當(dāng)波長(zhǎng)的單色光通過(guò)一固定濃度的溶液時(shí)，其吸光度與光通過(guò)的液層厚度成正比，即： A=k1b
b—液層厚度
k1—比例系數(shù)，它與被測(cè)物質(zhì)性質(zhì)、入射光波長(zhǎng)、溶劑、溶液濃度及溫度有關(guān)。Lambert定律對(duì)所有的均勻介質(zhì)都適用。
Beer定律表示為：當(dāng)一適當(dāng)波長(zhǎng)的單色光通過(guò)溶液時(shí)，若液層厚度一定，則吸光度與溶濃度成正比，即： A=k2c
c—物質(zhì)的量濃度(或質(zhì)量濃度)
k2—與吸光物質(zhì)種類、溶劑、入射光波長(zhǎng)、液層厚度和溶液溫度有關(guān)的常數(shù)。將上兩式合并即為L(zhǎng)ambert-Beer定律：A=εbc
b的單位為cm，c為物質(zhì)的量的濃度,單位為mol·L-1，ε為摩爾吸光系數(shù)，單位為L(zhǎng)·mol-1·cm-1。
ε是通過(guò)標(biāo)準(zhǔn)物質(zhì)的稀溶液測(cè)得的，它的數(shù)值愈大，表明溶液對(duì)入射光愈容易吸收，測(cè)定的靈敏度就愈高。一般ε值大于103即可進(jìn)行測(cè)定。
由Lambert-Beer定律可知，吸光度與溶液濃度(或液層厚度)之間為正比關(guān)系，而透光率與溶液濃度(或液層厚度)之間為指數(shù)函數(shù)關(guān)系：
-lgT=εbc
即：T=10-εbc
Lambert-Beer定律以下列條件為前提：
1)入射光為單色光。
2)吸收過(guò)程中各物質(zhì)無(wú)相互作用。
3)輻射與物質(zhì)的作用僅限于吸收過(guò)程，沒有散射、熒光和光化學(xué)現(xiàn)象。
Lambert-Beer定律的局限
對(duì)于人體組織，由于對(duì)光存在強(qiáng)散射現(xiàn)象，因此郎伯-比爾（Lambert-Beer）定律條件3）不能滿足。如果組織多散射光，那么光子路徑長(zhǎng)度分布的結(jié)果比測(cè)量幾何距離大得多。因此用郎伯-比爾（Lambert-Beer）定律定量描述組織成分濃度變得很復(fù)雜。
用傳播理論的粒子描述來(lái)說(shuō)明光在組織中傳播稱為“光粒子遷移”或“光子遷移”。光子以一定的方向和速度在組織中傳播，直至遇到可被看成是一個(gè)粒子或位置的散射層，光子在此彈性地改變了動(dòng)量，并依散射特性沿隨機(jī)方向散射。光子在散射層之間傳播的距離為散射長(zhǎng)度，它依賴散射介質(zhì)的散射濃度和自然特性。光子從光源遷移到檢測(cè)器的總路徑長(zhǎng)度要大于光源和檢測(cè)器之間的幾何距離。此外，因?yàn)樵诿總€(gè)散射層中光子方向的改變是隨機(jī)的或至少是半隨機(jī)的，故光子從光源遷移到檢測(cè)器的總路徑長(zhǎng)度存在一分布。組織的吸收特性也會(huì)影響光子的總傳播路徑長(zhǎng)度，定性地說(shuō)，當(dāng)組織吸收增加時(shí)，光子遇到連續(xù)散射層的概率減小了，檢測(cè)到光子較長(zhǎng)路徑的概率也就減小了，即平均路徑長(zhǎng)度縮短了，相反組織吸收減小時(shí)，隨著光子傳播路徑長(zhǎng)度的增加，平均光路徑又變長(zhǎng)了。入射光進(jìn)入人體后，散射光不能沿直線傳播，從而使得光子行進(jìn)的路程遠(yuǎn)大于介質(zhì)層厚度。在強(qiáng)散射條件下光程無(wú)法準(zhǔn)確得到，導(dǎo)致郎伯-比爾（Lambert-Beer）定律的失效。為此有必要對(duì)該定律在強(qiáng)散射條件下加以修正。
當(dāng)前組織光學(xué)中的基本問題之一是要弄清可見光和近紅外光在生物組織體中的傳播特點(diǎn)和規(guī)律。這是因?yàn)?00～1300nm光譜區(qū)為“治療窗口”，對(duì)許多已知的和潛在的光治療和光診斷具有特別意義。
已知絕大多數(shù)生物組織對(duì)可見光和近紅外光呈現(xiàn)出不透明、混濁和高散射的特點(diǎn)，其原因在于生物組織復(fù)雜的具體結(jié)構(gòu)。生物組織的固有本性決定了可以將其視作幾何形狀及物理參數(shù)從與波長(zhǎng)相比擬或細(xì)胞的尺度看來(lái)有隨機(jī)起伏的介質(zhì)，也就是一種不均勻尺度在微米量級(jí)或大一、二個(gè)數(shù)量級(jí)的離散隨機(jī)介質(zhì)。對(duì)光學(xué)性質(zhì)而言，這里的“不均勻”描寫的對(duì)象實(shí)際上就是折射率。生物組織對(duì)光的強(qiáng)散射特性正是源于折射率的在細(xì)胞尺度上的不均勻性。
對(duì)實(shí)際的生物組織而言，要想用傳統(tǒng)的的電磁場(chǎng)理論來(lái)描寫它的光學(xué)性質(zhì)是極其困難的，甚至是不可能的。即使已知生物組織折射率的所有細(xì)節(jié)，雖然解的存在性與唯一性不容置疑，但試圖通過(guò)數(shù)值求解麥克斯韋方程組來(lái)獲知光在生物組織中分布規(guī)律的努力尚無(wú)成功的希望。基于生物組織的特點(diǎn)，可以借鑒現(xiàn)成的光子傳輸理論，給出一個(gè)唯象的光與生物組織相互作用的簡(jiǎn)化模型，以抽象出主要的生物組織的光學(xué)性質(zhì)。具體地說(shuō),可以把光在生物組織體中的傳播進(jìn)而看成有光能的分布，用一種粒子的傳輸過(guò)程來(lái)模擬，粒子數(shù)的密度等價(jià)為光能。這種假想的粒子無(wú)妨稱為光子(與光本性無(wú)關(guān))，可以等效于光量子的集合。同時(shí)把生物組織理解為大量無(wú)規(guī)則分布的散射粒子和吸收粒子，這與生物組織的結(jié)構(gòu)特征基本相符。
2.3光電測(cè)量原理
光電測(cè)量法測(cè)量血氧飽和度是依據(jù)Lambert-Beer:定律，Lambert-Beer;定律反應(yīng)了光學(xué)吸收規(guī)律，即物質(zhì)在給定波長(zhǎng)處的吸光度與它的濃度成正比，測(cè)得它的吸光度就可以計(jì)算出溶液的濃度和物質(zhì)的含量。當(dāng)波長(zhǎng)為λ的單色光照射某濃度溶液時(shí)，透射光強(qiáng)I與發(fā)射光強(qiáng)I0的關(guān)系為:
（2.1）
其中，I為透射光強(qiáng)，I0與為入射光強(qiáng)，E為吸光物質(zhì)的質(zhì)量吸光系數(shù)，單位為
L·g-1·cm-1，C為吸光物質(zhì)的濃度，單位為g·L-1‘，L為光路長(zhǎng)度，單位為。cm-1。
利用助Lambert一Beer:定律測(cè)量動(dòng)脈血液時(shí)，波長(zhǎng)為λ，光強(qiáng)為I0的單色光通過(guò)血液，透射光強(qiáng)度為:
(2.2)
其中，El、Cl分別為HbO2:的吸光系數(shù)和濃度，E2、C2:分別為Hb 的吸光系數(shù)和濃度，L為動(dòng)脈血的光路長(zhǎng)度。動(dòng)脈血血液的吸光度定義為:
(2.3)
血氧飽和度(SaO2)定義為血液中氧合血紅蛋白（SaO2）)的濃度C1和總的血紅蛋白(C1+C2)之比，即, 則由上式可推得:
(2.4)
由上式可知，使用單一波長(zhǎng)光測(cè)量血氧飽和度需已知總的血紅蛋白濃度(C1+C2)及光路長(zhǎng)度L。為了消除這兩個(gè)參數(shù)，需采用另一路波長(zhǎng)為λ＇的光束照射組織，可得到類似的公式:
(2.5)
其中，W＇是動(dòng)脈血液對(duì)波長(zhǎng)為λ＇的單色光的吸光度，即。I'、I0'分別為波長(zhǎng)λ的單色光的透射光強(qiáng)和入射光強(qiáng)，E1、E2分別為動(dòng)脈血中HbO2和Hb在波長(zhǎng)λ處的吸光系數(shù)。將式(2.4)和(2.5)聯(lián)立，消去總的血紅蛋白濃度(C1+C2)及光路長(zhǎng)度L，得:
(2.6)
其中
(2.7)
為簡(jiǎn)化公式(2.6)，可將波長(zhǎng)兄選擇在氧合血紅蛋白(SaO2)和還原血紅蛋白
(Hb)吸光系數(shù)曲線的交點(diǎn)處，則El=E2，從而式(2.6)可簡(jiǎn)化為:
（2.8）
其中A、B為常數(shù)，也可以通過(guò)實(shí)驗(yàn)定標(biāo)獲得。從(2.8)式可以看出，只要選擇一波長(zhǎng)在兩種血紅蛋白吸光系數(shù)曲線的交點(diǎn)處，血氧飽和度SaO2:可以由血液溶液對(duì)這兩個(gè)波長(zhǎng)的吸光度比率來(lái)計(jì)算得到。但是上述理論是針對(duì)純動(dòng)脈血液的，忽略了靜脈、骨骼和皮膚等對(duì)光的吸收和散射影響。要具體應(yīng)用到人體血氧測(cè)量，還得引入光電容積脈搏波描記法原理。
2.4光電容積脈搏波描記法
光電容積脈搏波描記法(PPG)是通過(guò)借助光電手段在活體組織中檢測(cè)血液容積變化的無(wú)創(chuàng)檢測(cè)方法;。當(dāng)一定波長(zhǎng)的光束照射在指端皮膚表面時(shí)，光束將通過(guò)透射或反射的方式傳送到光電接收器。入射光由于受到皮膚肌肉組織和血液的吸收衰減作用，光電接收器檢測(cè)到的光強(qiáng)會(huì)減弱。其中，皮膚、肌肉、骨骼和靜脈血等對(duì)光的吸收(散射)和衰減在血液循環(huán)中是保持恒定不變的，而皮膚內(nèi)的血液容積在心臟收縮舒張作用下呈周期性脈動(dòng)變化。當(dāng)心臟收縮時(shí)外周血管血容量最多，光吸收量最大，檢測(cè)到的光強(qiáng)度則最小;而在心臟舒張時(shí)，恰恰相反，外周血管血容量最少，檢測(cè)到的光強(qiáng)度則最大，從而光電接收器檢測(cè)到的光強(qiáng)度
也呈脈動(dòng)性變化。同時(shí)將此光強(qiáng)度變化信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，并經(jīng)處理后便可獲得容積脈搏血流的變化波形，如圖2.1所示[23]。它包含心搏功能、血液流動(dòng)等諸多心血管系統(tǒng)信息，同時(shí)，容積脈搏血流主要存在于微動(dòng)脈、毛細(xì)血管等微血管中，所以監(jiān)測(cè)的波形也含有豐富的微循環(huán)生理病理信息。
圖2-1 PPG信號(hào)光吸收示意圖
在進(jìn)行血氧飽和度測(cè)量時(shí)，需要獲取的就是到達(dá)光電接收管后的PPG電信號(hào)（這在下一節(jié)中將具體闡述），這其中包括上面提到的兩個(gè)分量：
1、直流分量（DC）：由動(dòng)脈血的非脈動(dòng)成分、靜脈血和毛細(xì)血管部分以及肌肉組織等幾部分的光吸收組成；
2、脈動(dòng)變化的交流分量（AC）：它同步于脈率，主要反映動(dòng)脈血的吸收情況。一般情況下，交流分量的幅值為直流分量的1－2％，疊加在直流分量上。
2.5雙波長(zhǎng)測(cè)量法
2.5.1分光光度法
分光光度法即通過(guò)測(cè)定被測(cè)物質(zhì)在特定波長(zhǎng)處或一定波長(zhǎng)范圍內(nèi)光的吸收度，對(duì)該物質(zhì)進(jìn)行定性和定量分析的方法。通常用分光光度法測(cè)量血氧飽和度有透射法和反射法，這兩種方法以郎伯-比耳（Lambert-Beer）定律和光散射理論為基礎(chǔ)，利用還原血紅蛋白和氧合血紅蛋白的光吸收系數(shù)的差別來(lái)進(jìn)行。國(guó)內(nèi)外描述紅外光譜法測(cè)量血氧的脈搏血氧儀是認(rèn)為脈搏分量?jī)H由動(dòng)脈搏動(dòng)引起，其余部分認(rèn)為不變，如圖2-2所示。
圖2-2 組織對(duì)光的吸收曲線
由于在指尖處測(cè)得的血氧飽和度值最高，脈搏波形較尖，高頻成分含量多，其他部分測(cè)得的血氧飽和度值較低，波形圓鈍，高頻成分含量少,說(shuō)明光電信號(hào)中的脈動(dòng)成分中有靜脈血管搏動(dòng)的貢獻(xiàn)。血液中的HbO2和Hb對(duì)不同波長(zhǎng)光吸收系數(shù)差異明顯，在紅光譜區(qū)（600nm-700nm），Hb的吸收系數(shù)遠(yuǎn)比HbO2的大，而在紅外光譜區(qū)（800nm-1000nm），Hb的吸收系數(shù)比HbO2的小，在805nm左右為等吸收點(diǎn)，具有相等的吸收系數(shù)。如圖2-3為Hb和HbO2吸光系數(shù)曲線血液中的光吸收程度主要與血紅蛋白含量有關(guān)，805nm處吸光量的變化反映出血紅蛋白總量的變化，紅外光吸光量的變化主要反映氧合血紅蛋白含量的變化，紅光吸光量的變化主要反映還原血紅蛋白含量的變化，因而紅光吸光量的變化反映出較多的靜脈特性，主要反映靜脈血的變化，而紅外光吸光量的變
化反映出較多的動(dòng)脈特性，主要反映動(dòng)脈血的變化。指尖組織中動(dòng)脈成分含量
高，組織耗氧低，靜脈血氧飽和度接近動(dòng)脈血氧飽和度，因而測(cè)的血氧飽和度
反映出動(dòng)脈血氧飽和度。
圖2-3 HbO2和Hb吸光系數(shù)曲線
2.5.2雙波長(zhǎng)測(cè)量法的理論分析
假設(shè)波長(zhǎng)為λ,光強(qiáng)為I0的單色光垂直照射人體，當(dāng)透光區(qū)域動(dòng)脈血管搏動(dòng)
時(shí)，動(dòng)脈血液對(duì)光的吸收量將隨之變化，而皮膚、肌肉、骨骼和靜脈血等其他
組織對(duì)光的吸收可認(rèn)為是恒定不變的。如果忽略由于散射、反射等因素造成光
的衰減，按照Lambert-Beer定律，通過(guò)人體透射光的強(qiáng)度為：
(2.8)
其中F是動(dòng)脈血液組織以外的其它組織的吸光率，ε1和c1分別是動(dòng)脈血中
HbO2的吸光系數(shù)和濃度，ε2和c2分別是動(dòng)脈血中Hb的吸光系數(shù)和濃度，d是
動(dòng)脈血液的光路長(zhǎng)度，I0是入射光強(qiáng)，I是透射光強(qiáng)。由（2-1）式得動(dòng)脈血液
的吸光度為：
(2-9)
當(dāng)動(dòng)脈搏動(dòng)，血管舒張時(shí),動(dòng)脈血液中光路長(zhǎng)度由d增加△d,相應(yīng)的透射光
強(qiáng)由I減少△I,引起動(dòng)脈血液吸光度的變化量為：
(2-10)
令 (2-11)
假設(shè)血管收縮時(shí)最大透光強(qiáng)Imax，血管收縮過(guò)程中透射光強(qiáng)的最大變化量△Imax，代入式(2-11)，得
（2-12）
可求出動(dòng)脈血液中HbO2 的濃度和Hb濃度的比值，即SaO2
(2-13)
SaO2與(C1+C2),△d有關(guān)，為了消除這兩個(gè)參數(shù)，采用另一路波長(zhǎng)為λ＇的單色光進(jìn)行同時(shí)測(cè)量，類似可得：
(2-14)
(2-15)
其中ε1和ε2分別是動(dòng)脈血液中HbO2和Hb對(duì)λ′的吸光系數(shù)。聯(lián)立（2-13）
式和（2-15）式得：
(2-16)
基礎(chǔ)理論研究表明HbO2和Hb對(duì)光譜吸收明顯不同，在波長(zhǎng)為805nm附近，光對(duì)HbO2和Hb的吸光系數(shù)相等。因此當(dāng)λ=805nm時(shí)，ε2=ε1，上式可化簡(jiǎn)得：
(2-17)
將式(2-12)和(2-14)代入上式得：
(2-18)
其中
k和b是與動(dòng)脈血液中HbO2和Hb光吸收系數(shù)有關(guān)的常數(shù),一般根據(jù)實(shí)用定標(biāo)儀測(cè)定。定標(biāo)時(shí)，從傳感器中送入標(biāo)準(zhǔn)血氧飽和度信號(hào)，單片機(jī)測(cè)值ΔＩｍａｘ/Iｍａｘ和 ΔＩｍａｘ′/Iｍａｘ′代入（2-10）式，再經(jīng)線性回歸得到k,b值。
第三章 硬件電路的設(shè)計(jì)
3.1整體電路設(shè)計(jì)
測(cè)量?jī)x器正朝微型化，智能化發(fā)展，因此大多測(cè)量?jī)x器都自帶數(shù)據(jù)采集處理芯片，方便實(shí)時(shí)測(cè)量和監(jiān)控。本設(shè)計(jì)選取C8051F320作為系統(tǒng)的智能核心。C8051F320 器件是完全集成的混合信號(hào)片上系統(tǒng)型 MCU，具有強(qiáng)大的外設(shè)功能和運(yùn)算速度，高度集成使得芯片體積很小。同時(shí)與8051內(nèi)核兼容，可以使用keil編譯器來(lái)編程，易于上手操作。片內(nèi)集成有10位ADC可以滿足信號(hào)采集需求，同時(shí)還具有USB功能，使得數(shù)據(jù)的傳輸更為方便。應(yīng)用范圍更廣，可以將數(shù)據(jù)通過(guò)USB設(shè)備存儲(chǔ)和傳輸。
電路設(shè)計(jì)主要包括電源電路，LED驅(qū)動(dòng)電路，接收管的轉(zhuǎn)換電路，帶通濾波電路，放大調(diào)整電路和MCU系統(tǒng)電路。
數(shù)據(jù)采集結(jié)構(gòu)框圖如圖3-1-1
C8051F320
10位A/D
USB
LED驅(qū)動(dòng)端口
LED驅(qū)動(dòng)
光電轉(zhuǎn)換
雙色光分離
直流分離
交流低通濾波
交流信號(hào)放大
交流低通濾波
直流分離
交流低通濾波
交流信號(hào)放大
交流低通濾波
PC上位機(jī)
紅外和紅光直流分量
紅外和紅光交流分量
圖3-1-1 采集電路流程圖
整個(gè)測(cè)量中傳感器的選取和濾波放大電路的設(shè)計(jì)影響最大。普通發(fā)光管和光電二極管雖然也可以用于測(cè)量，但是普通LED的光照強(qiáng)度弱，使得本身微弱的信號(hào)更加難以檢測(cè)，給采集增大了難度。普通光電二極管受外界影響較大，并且暗電流較大，靈敏度較低，不適合人體微弱信號(hào)的采集。故此選取專用的血氧探頭芯片ELM-4000 傳感器，該傳感器發(fā)光管可以通過(guò)簡(jiǎn)單的時(shí)序信號(hào)控制發(fā)出不同波長(zhǎng)的光（選用的是660nm的紅光和940nm的紅外兩種光源），易于實(shí)現(xiàn)雙波長(zhǎng)的測(cè)量，簡(jiǎn)化了發(fā)光電路的硬件和軟件設(shè)計(jì)。并且接收管暗電流小、靈敏度高，反應(yīng)迅速，傳感器還自帶指夾式外殼，方便手指測(cè)量，同時(shí)可以減小外界光線的影響。同時(shí)具有屏蔽線，可以減小外界噪聲信號(hào)的干擾，探頭的接口采取9針插孔，便于拆裝。傳感器外形如下圖：
圖3-1-2 傳感器實(shí)物圖
3.2電源設(shè)計(jì)
電源主要為各個(gè)模塊提供穩(wěn)定的工作條件，電源本身的輸出穩(wěn)定性會(huì)對(duì)電路的精度和穩(wěn)定性產(chǎn)生干擾，為此設(shè)計(jì)一個(gè)穩(wěn)定的電源是保證采集電路精度的前提。為保證運(yùn)放的放大區(qū)間，整個(gè)電路采取雙電源供電。為易于使用，采用220V交流電轉(zhuǎn)換為直流的方法。通過(guò)變壓器將交流電降壓，再通過(guò)整流橋整流，最后通過(guò)穩(wěn)壓芯片輸出需要的+5V電壓，+5V電壓統(tǒng)一供電可以滿足各個(gè)模塊的需求。整流電路原理圖3-2-1：
圖3-2-1 系統(tǒng)電源原理圖
3.3 雙波長(zhǎng)發(fā)光驅(qū)動(dòng)電路設(shè)計(jì)
ELM-4000的發(fā)光管紅光二極管正極和近紅外二極管負(fù)極相連，負(fù)極和近紅外二極管正極相連，這樣可以保證在測(cè)量時(shí)只有一種光存在，實(shí)現(xiàn)雙波長(zhǎng)分時(shí)測(cè)量。需要通過(guò)電路控制電流方向和大小實(shí)現(xiàn)時(shí)分復(fù)用控制。
方案一：直接通過(guò)單片機(jī)IO口控制輸出，為增加驅(qū)動(dòng)能力，在IO口接上拉電阻。
由于上拉電阻驅(qū)動(dòng)功率較小，并且直接通過(guò)IO控制的器件一般都是輸入輸出電流較小的器件，因?yàn)閱纹瑱C(jī)本身的輸入和灌流都是有限的，而發(fā)光管要正常工作所需的電流較大，因此排除這個(gè)方案。
方案二：采用簡(jiǎn)單的雙三極管作為開關(guān)（見圖3-3-1），通過(guò)單片機(jī)控制信號(hào)分時(shí)導(dǎo)通紅外和紅光發(fā)光管。雖然采取三極管驅(qū)動(dòng)的方式，但是實(shí)驗(yàn)過(guò)程中驅(qū)動(dòng)電流增加受到電源電壓限制，到一定值后無(wú)法通過(guò)修改電阻來(lái)增大電路電流。由于采取的是1/4占空比的方波信號(hào)驅(qū)動(dòng)，電路的輸出電流也是比較小，無(wú)法滿足發(fā)光管的工作條件。
圖3-3-1 單開關(guān)三極管驅(qū)動(dòng)電路
方案三：利用三極管H型橋式電路可以實(shí)現(xiàn)雙向分時(shí)導(dǎo)通，同時(shí)使用兩級(jí)擴(kuò)流，使驅(qū)動(dòng)電流滿足發(fā)光二極管滿足工作條件。圖3-3-2為血氧探頭內(nèi)部雙波長(zhǎng)光源驅(qū)動(dòng)電路的原理圖。
圖3-2-2 H橋路驅(qū)動(dòng)電路
紅光發(fā)光二極管驅(qū)動(dòng)電路是由三極管Q1、Q4 、Q5以及它們所連接的器件構(gòu)成。當(dāng)RED_CTR的信號(hào)為高電平時(shí)時(shí)，Q5導(dǎo)通，緊接著Q1導(dǎo)通、Q4導(dǎo)通。當(dāng)Q4導(dǎo)通時(shí)，+5V提供的電流通過(guò)Q4，進(jìn)入紅光發(fā)光二極管的正極，再經(jīng)過(guò)紅光二極管的負(fù)極，通過(guò)Q1，再經(jīng)過(guò)R10到地。近紅外光發(fā)光二極管驅(qū)動(dòng)電路是由Q2、Q3、Q6以及它們所連接的器件構(gòu)成。當(dāng)工IR_CTR的信號(hào)為高電平時(shí)，Q6導(dǎo)通，緊接著Q2導(dǎo)通、Q3導(dǎo)通。當(dāng)Q3導(dǎo)通時(shí)，+5V提供的電流通過(guò)Q3，進(jìn)入近紅光發(fā)光二極管的正極。再經(jīng)過(guò)近發(fā)光二極管的負(fù)極，通過(guò)Q2，再經(jīng)過(guò)R9到地。發(fā)光管的亮度可以通過(guò)R9和R10來(lái)調(diào)節(jié)。
為了保證CD4066的準(zhǔn)確控制，CD4066的控制信號(hào)由驅(qū)動(dòng)電路的導(dǎo)通后產(chǎn)生。在上圖中，當(dāng)紅光導(dǎo)通時(shí)，經(jīng)反相器轉(zhuǎn)換后輸出對(duì)應(yīng)的高電平控制模擬開關(guān)的導(dǎo)通，保證了采集信號(hào)的準(zhǔn)確度。紅外也采用同樣的原理。根據(jù)輸入信號(hào)的頻率幅值，反相器選取常用的74LS04。
3.4 光電轉(zhuǎn)換電路的設(shè)計(jì)
發(fā)光管根據(jù)控制時(shí)序在特定時(shí)間發(fā)出特定波長(zhǎng)的光（分別為紅光和紅外兩種），透過(guò)手指后的光信號(hào)還有人體的生理信息，所以必須將光信號(hào)轉(zhuǎn)換為電信號(hào)。生理信息非常的微弱，轉(zhuǎn)換后生理信號(hào)為電流信號(hào)，須進(jìn)行電流電壓信號(hào)的轉(zhuǎn)化以及電壓信號(hào)的進(jìn)一步放大和濾波處理。
選擇光電接收器件時(shí)，考慮到光電傳感器接收到的信號(hào)是穿透皮膚淺表血管，經(jīng)血液吸收、散射后的近紅外信號(hào)，屬于緩慢變化的微弱生理信號(hào)，存在著較強(qiáng)的背景噪聲和干擾，故需要靈敏度較高的接收管。另外，由于所檢測(cè)的是光信號(hào)的幅度大小，為了準(zhǔn)確地測(cè)出幅值的變化，必須選用線性好、響應(yīng)快的器件。因此選擇了ELM-4000，它且具有暗電流小、噪聲低、受溫度影響小等優(yōu)點(diǎn)。光敏二極管的特性是將光信號(hào)轉(zhuǎn)換為電流，而A/D轉(zhuǎn)換電路采集的信號(hào)為電壓信號(hào)。因此，接收電路中應(yīng)將電流信號(hào)轉(zhuǎn)換為電壓信號(hào)。
方案一：直接給光敏二極管接入反向壓降，通過(guò)串聯(lián)電阻將電流變換成電壓信號(hào)。電路簡(jiǎn)單易行，但是輸出干擾信號(hào)太強(qiáng)，后面濾波容易將真實(shí)信號(hào)濾掉。
圖3-4-1 電阻型電流轉(zhuǎn)換電壓電流
方案二：采用運(yùn)放有源轉(zhuǎn)換電路，輸出信號(hào)較穩(wěn)定。光敏二極管受光照產(chǎn)生的光生電流I與普通二極管的電流方向相反，I與受光光強(qiáng)的變化成正比，光敏管工作在零偏狀態(tài)。運(yùn)算放大器與電阻R形成電流電壓變換電路，如圖3-4-2所示。電路輸出電壓Signal=I×R00。
圖3-4-2 有源電流轉(zhuǎn)換電壓電路
電容C00的作用是改變相移、防止自激，同時(shí)R和C又形成低通濾波器，抑制高頻干擾。由于系統(tǒng)對(duì)發(fā)光管的驅(qū)動(dòng)頻率為1kHz，那么為保證RC組成的濾波電路不會(huì)造成光敏管電流信號(hào)的失真，其截止頻率應(yīng)遠(yuǎn)高于1KHz，即1/2πRC>>1KHz。這里取R=1MΩ，C=40pf，截至頻率約為4KHz。
3.5信號(hào)分離電路
經(jīng)過(guò)初級(jí)放大后的信號(hào)是同時(shí)夾雜著兩種不同波長(zhǎng)的信號(hào)，所以進(jìn)行兩個(gè)信號(hào)的分離是信號(hào)處理中重要的一步。采用模擬開關(guān)可以分離出兩種不同波長(zhǎng)的信號(hào)，然后將分離后的信號(hào)分別進(jìn)行帶通濾波。經(jīng)過(guò)對(duì)比選用模擬開關(guān)CD4066，4066具有四路模擬開關(guān)，為方便電路圖布局選取了前兩路。
圖3-5 兩路信號(hào)分離電路
控制端開關(guān)最大速率40MHz，驅(qū)動(dòng)時(shí)序的頻率為1KHz，完全可以滿足要求。供電0V一18V，輸入電壓-0.5——Vdd+0.5，5腳和13腳接時(shí)鐘驅(qū)動(dòng)時(shí)鐘信號(hào)，當(dāng)控制信號(hào)為1時(shí)，輸出端OUT等于輸入端IN，;當(dāng)控制端為0時(shí)，OUT端無(wú)輸出信號(hào)，這樣就能將兩個(gè)波長(zhǎng)的混合信號(hào)分離。然后將直流分量分別送到AD采集，交流信號(hào)則送到下面的電路繼續(xù)分離放大。
3.6 帶通濾波器設(shè)計(jì)
脈搏波的準(zhǔn)確測(cè)量是脈搏血氧飽和度測(cè)量?jī)x的關(guān)鍵。脈搏波是準(zhǔn)周期信號(hào)，頻率范圍為0.1~40 Hz。電路中存在工頻和其他噪聲信號(hào)的干擾，因此良好的濾波器對(duì)于信號(hào)的采集起著至關(guān)重要的作用。與傳統(tǒng)的RC濾波器相比，有源濾波器在低頻時(shí)的濾波效果更好。選用巴特沃斯二階濾波器來(lái)工頻和噪聲干擾信號(hào)濾除，由于脈搏中直流量遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于交流量，如果直接放大后在濾波會(huì)把交流量給清除掉，因此分頻后的信號(hào)先去除直流量，然后再濾掉雜波最后放大到AD采集信號(hào)的范圍。
經(jīng)過(guò)光電轉(zhuǎn)換后的紅光紅外信號(hào)不僅包含了我們所需要的血氧信息，還攜帶了大量的背景噪聲。由于人體脈搏信號(hào)的頻率成分97%都集中在10Hz以下，為了較小高頻干擾，如肌電干擾以及50Hz的工頻干擾等，為此設(shè)計(jì)了一個(gè)截止頻率在13Hz左右的二階低通濾波器來(lái)消除脈搏信號(hào)中高頻噪聲的干擾。如圖3.5所示，該巴特沃斯低通濾波器由兩節(jié)RC濾波電路和同相比例放大電路組成，具有輸入阻抗高、輸出阻抗低等特點(diǎn)。同時(shí)高通濾波器也具有隔直的作用。
圖3-6-1 二階有源高通濾波器
在圖3-6-1中，該電路的傳遞函數(shù)為:
（3-1）
公式(3-1)表明，圖3.6中電路的通帶電壓放大倍數(shù)應(yīng)小于3，否則傳遞函數(shù)
具有右極點(diǎn)則公式變形為
（3-2）
公式（3-2）中，為同相比例電路的放大倍數(shù)。令，Q為電路的品質(zhì)因素。設(shè)通帶的截止頻率為fp,當(dāng)f=fp時(shí)公式（3-2）分母的模為，即
（3-3）
由上式得：
化簡(jiǎn)后得截止頻率
取f0=0.1Hz ，C103=C104=1uF，R201=1.2MΩ，代入上式，得R202=2.2MΩ，為使濾波效果較好，根據(jù)二階巴特沃斯濾波器的要求，R104/R103=0.586左右，取R103=51KΩ，R104=30KΩ。
經(jīng)過(guò)高通濾波器后，直流分量被去除，剩下交流信號(hào)，先采取低通濾波濾掉一部分雜波。巴特沃斯低通濾波器的傳遞函數(shù)和高通的是一樣的。原理見圖3-6-2：
圖3-6-2 二階有源低通濾波器
令R101=R102=R,C103=C104=C,則fp=1/2πRC設(shè)截止頻率fp=13Hz，C =0.1uf，則R=120k。與高通濾波器相同，取R104=30 KΩ，則R103=51KΩ。
3.7放大電路的設(shè)計(jì)
由于脈搏血氧信號(hào)很微弱，雖然經(jīng)過(guò)前級(jí)轉(zhuǎn)換后具有一定的放大作用，但是由于直流量的存在，放大倍數(shù)很有限，想要得到AD可采集的信號(hào)，交流信號(hào)還需要進(jìn)一步放大。并且交流信號(hào)通常帶有不同程度的共模干擾，應(yīng)先將小信號(hào)放大，以便于解調(diào)和濾波。這就要求放大器應(yīng)具有低噪聲、低漂移、低功耗、高共模抑制比的性能
AD620是一款低價(jià)格、高精度的儀表專用放大器，具有高精度（最大非線性度40ppm）、低失調(diào)電壓（最大為50uV）、低失調(diào)漂移（最大0.6uV/°C）等特性。并且電源范圍寬(士2.3V~士18V)，體積小，功耗低(最大供電電流僅1.3mA)，適用于低電壓、低功耗的應(yīng)用場(chǎng)合。因此選取AD620來(lái)實(shí)現(xiàn)交流信號(hào)的放大。放大倍數(shù)可以達(dá)到10000倍，通過(guò)外接電阻來(lái)調(diào)節(jié)，方便電路調(diào)試。
放倍數(shù)。經(jīng)過(guò)放大后的信號(hào)還會(huì)帶有一些雜波，如果直接采集會(huì)影響信號(hào)的真實(shí)性，所以再加上一級(jí)低通濾波器然后轉(zhuǎn)到調(diào)整電路，再輸出到AD采集。放大原理圖見圖3-7：
圖3-7 信號(hào)放大電路
3.8直流偏置電路
因?yàn)槊}搏傳感器的前置放大電路使用的是雙電源采集脈搏信號(hào)，輸出的脈搏信號(hào)中有負(fù)電壓值，而單片機(jī)是單電源供電，對(duì)于負(fù)電壓信號(hào)無(wú)法處理，所以要使用直流偏置電路進(jìn)行基線調(diào)整，把采集的脈搏信號(hào)基線電平整體抬高，使輸出的信號(hào)變?yōu)檎?。這樣可以使得在單片機(jī)上對(duì)脈搏信號(hào)進(jìn)行處理時(shí)，不至于丟失某一部分的波形，能夠完整的處理脈搏信號(hào)。圖3-8所示即為本系統(tǒng)的直流偏置電路，用于將基線信號(hào)電平的抬升。采用加法放大電路來(lái)實(shí)現(xiàn)直流偏置，取參考電壓REF=-2.5V，將信號(hào)整體拉低到-2.5V然后再?gòu)姆聪蚨溯斎?，就可將?fù)電壓轉(zhuǎn)換成正電壓。由于前置放大倍數(shù)方便調(diào)整，并且精度較高，在這級(jí)采取放大倍數(shù)為一的反相放大加法器。即R2=Rf;
圖3-8 直流偏置電路
調(diào)整好電壓后，用單片機(jī)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換。再利用自帶的USB將采集到的數(shù)據(jù)跟電腦或者存儲(chǔ)設(shè)備連接。
3.9本章小結(jié)
硬件電路的設(shè)計(jì)是整個(gè)設(shè)計(jì)的關(guān)鍵所在，正確電路可以保證采集信號(hào)的準(zhǔn)確性和穩(wěn)定性。為此在設(shè)計(jì)過(guò)程中查閱了大量的資料，對(duì)各種濾波電路和放大電路進(jìn)行了分析對(duì)比，最終選取穩(wěn)定性能較好的巴特沃斯濾波電路。放大電路的選取也通過(guò)實(shí)驗(yàn)對(duì)比了常用芯片組成的三運(yùn)放和專用儀表運(yùn)放對(duì)于雜波信號(hào)的抑制效果和放大倍數(shù)的線性度。信號(hào)的采集轉(zhuǎn)換電路先后做了兩種方案，最終選取利用運(yùn)放轉(zhuǎn)換的方式。剛剛開始選取了較為簡(jiǎn)單的電阻轉(zhuǎn)換模式，并且做了實(shí)驗(yàn)板，測(cè)了很久都沒能測(cè)到脈搏信號(hào)，再通過(guò)修改電阻阻值，選取不同型號(hào)的接收管、增大反向壓降來(lái)實(shí)驗(yàn)都沒能達(dá)到效果。最終向指導(dǎo)老師請(qǐng)教，修改了轉(zhuǎn)換電路，并將信號(hào)輸入到濾波器和放大器處理后終于采集到信號(hào)。
電路的設(shè)計(jì)制作過(guò)程不僅需要嚴(yán)謹(jǐn)?shù)挠?jì)算，還需要認(rèn)真的態(tài)度。對(duì)于設(shè)計(jì)的需要先進(jìn)行原理上的分析，選取合理的電路方案，做好方案后可以先通過(guò)仿真軟件進(jìn)行電路仿真，檢驗(yàn)電路的原理是否正確。當(dāng)原理上確定方案的正確性后，就可以開始電路的制作。對(duì)于功能較多、復(fù)雜度高的電路可以采取分成各個(gè)小模塊來(lái)制作，當(dāng)實(shí)驗(yàn)全部達(dá)到要求后再將整體電路做成一塊板。電路的制作除了原理上的部分外，往往需要在實(shí)驗(yàn)板上留有一些檢測(cè)點(diǎn)，方便電路的檢測(cè)。對(duì)于原件的放置也盡可能按照原理圖擺放，這樣有利于模塊器件的檢測(cè)。對(duì)于腐蝕出的電路是否含有短路和開路以及虛焊等缺陷的存在。盡可能在上電之前消除因?yàn)榘遄颖旧淼脑驅(qū)е虏涣己蠊?。上電后的測(cè)量也需要認(rèn)真細(xì)心，因?yàn)殡娐钒迳系木€較多而且細(xì)小，如果不小心將電源和地
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