（电路与系统专业论文）基于MSP430的动脉氧模块的研制[电路与系统专业优秀论文].pdf

西北工业大学硕士研究生毕业论文 abs t r a c t i n t h i s p a p e r , a m e a s u r i n g s y s t e m o f p u ls e o x y g e n s a tu r a c t i o n , w h i c h i s b a s e d o n t h e l a m b e rt - b e e r p r i n c i p l e i s p r e s e n t e d . t h a t i s c a l l e d p h o t o e l e c t r i c m e t h o d . t h is m e t h o d w h i c h u t i l i z e s a n o p t i c a l s e n s o r i s a p p l ie d u n i v e r s a l l y . o u r it e m c h o i c e d m s p 4 3 0 f 1 4 9 , a s o rt o f s i n g l e c h i p a s c o n t r o l l e r , d e s i g n e d o u r h a r d w a r e e l e c t r o c i r c u i t t o g e t t h e p u l s e w a v e s i n g r n a l ,a n d u s e d m s p 4 3 0 f 1 4 9 t o c o n t in u o u s ly s e a r c h a n d c a l c u l a t e t h e p e a k - p e a k v a l u e o f t h e p u l s e w a v e , a n d c o m p u t e o x y g e n s a t u r a c t i o n . i n o u r s t u d y , i n o r d e r t o h u r d l e t h e d i r ft o f b a s e l i n e c a u s e d b y t h e p h y s i o l o g i c a l d i f f e r e n c e o f h u m a n b o d i e s .w e d e s i g n e d o n e c i r c u i t w h i c h c a n a u t o m a t i c a l l y r e g u l a t e o f t h e b a s e l i n e o f s i g n a l . f o r t h e s a k e o f m e e t i n g t h e s p e c i a l d e m a n d o f c o n t i n u o u s c l i n i c a l p h y s io l o g i c a l m o n i t o r i n g a n d s e tt l in g t h e m a tt e r o f s i g n a l s s a t u r a t i o n , t w o c i r c u it s a n d a p p ro p r i a t e a l g o r it h m s a r e d e s i g n e d , o n e c i r c u i t i s a c o n t r o l l e d i n t e g r a l c i r c u i t w h i c h a u t o m a t i c a l l y r e g u l a t e s t h e a m p l i t u d e o f w a v e f o r m s , a n o t h e r c i r c u i t i s a b a s e i n t e r c e p t c i r c u it w h i c h a u t o m a t i c a l l y c u t s p a rt i a l t h e v a l u e o f d ire c t c u r r e n t . i n a d d i t i o n , w e t ry t o p ro c e s s t h e p l u s e w a v e w it h l m s a d a p t i v e f i lt e r i n g a n d i n d e p e n d e n c e c o m p o n e n t a n a l y s i s ( i c a ) , a n d g a i n p e r f e c t r e s u l t . t h i s i t e m i s o n e o f p i v o t a l f u n c t i o n a l m o d u l e s i n p t c a m o n i t o r i n g d e v i c e . o u r w o r k c o n s u m m a t e s t h e w h o l e s y s t e m s f u n c t i o n . k e y w o r d : a r t e r i a l o x y g e n ; p u l s e wa v e ; ms p 4 3 0 f 1 4 9 ; a u t o ma t i c a l l y r e g u l a t i o n o f t h e b a s e l i n e o f s i g n a l ; b a s e i n t e r c e p t ; c o n t r o l l a b l e i n t e g r a l ma g n i f y c i r c u i t . 西北工业大学硕士研究生毕业论文 绪论 研究背景 氧是生命得以维持生长的物质基础，氧饱和度是人体生命指征中的重要 参数， 在临床诊断中有着十分重要的意义。 人体血液经由 心脏获得能量脉动 地经过肺部。 血液中的还原血红蛋白( h b ) 在肺器官中与摄取的氧结合后变 成氧合血红蛋白 h b 0 2 ) ， 约9 8 %的氧与血红蛋白结合成氧合血红蛋白( h 6 0 2 ) 后进入动脉血管，这些氧合血红蛋白 ( h b 0 2 )，通过动脉血管系统，到达人 体各个部位的毛细血管， 释放氧维持机体组织细胞的新陈代谢。 此时， 氧合 血红蛋白 释放氧后，又成为还原血红蛋白， 通过人体静脉系统，到达心脏、 再次到达肺部，再与吸入的 氧气结合，如此周而复始， 维持人体呼吸。 输送 氧气是血液系统的最重要的功能之一， 而血液中氧含量的多少将直接影响到 新陈代谢能否顺利进行。因此，它是最重要的体征参数之一。 氧饱和度的测量通常分为血气分析法和光电测量法两类。血气分析法， 即就是采得人体动脉血样， 利用血气分析仪测定。 血气分析仪一般测量精度 相当高， 但其价格通常十分昂贵，分析所用时间比较长，而且血样获得需要 动脉穿刺或插管，给患者带来痛苦，不易用于临床使用。光电测量法，即就 是， 利用动脉氧饱和度不同透光性的差异来测量动脉氧含量， 从而实现对氧 饱和度的无创、 连续、 动态监测， 其成本相对要的低得多。 光电测量法测量， 在病人处于危险状态时，其优势更为明显。 本课题是冠心病p t 以手术监测设备 一多道心电 血压仪的重要功能 模块。 要求采用仿奈普特指套式探头， 设计软硬件系统， 完成成人氧饱和度的 监测。 作为医疗设备，要求所设计系统必须安全、可靠。 动脉氧模块技术指标要求: . 电 源电压:1 5 v 11 0 % o . 功耗:0 . 9 w ( n o r m a l ) o 西北工业大学硕士研究生毕业论文 . 输入电流:+ 5 v : 1 7 0 m a ; - 5 v : l o m a ( n o r m a l ) . 测量范围: 氧饱和度 ( s p 0 2 ) : 3 5 % 1 0 0 % . 脉率:3 0 - 2 5 0 b m p . 灌注:1 % -2 0 % . 温度:00c-600c, 注:灌注，即就是脉搏波中的交流量与直流量幅度之比。 测量精度: 氧饱和度 ( s p 0 2 ): 当s p 0 2 在7 5 % 1 0 0 % 时误差为士1 % ; 当s p 0 2 在 5 0 96 -7 4 % 时误差为士3 % ; 脉 主要工作 率:士2 %. 研究了氧饱和度脉搏式测量的原理、目 前常用的实现方案， 并着重研究 关于克服基线漂移和信号饱和问题解决的具体方法. 设计并实现了 动脉氧模块的具体软硬件系统， 完成了 系统的调试， 并进 行了系列临床试验。 尝试使用l m s 自 适应滤波和独立分量分析对脉搏波进行有效处理， 为以 后利用d s p 实现脉搏波实时处理做好准备。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 第一章 氧饱和度脉搏式测量原理 怪 1 . 1 光电 测量法的一般原理 肺部吸收的氧分子绝大部分都可以 和红细胞中的还原血红蛋白( h b ) 进 行结合， 大约占所有氧分子的9 8 %。 只有极少一部分溶解在血液里。 血红蛋 白是以 氧合血红蛋白 h b 0 2 ) 、 还原血红蛋白( h b ) ， 一氧化碳血红蛋白( h b c o ) , 高铁血红蛋白 ( h b m e t )四种成分存在， 在新生儿血液中，还存在第五种血 红蛋白 一胎儿血红蛋白( h b f ) 。 后三种血红蛋白 一般含量很低。 在全部血容 量中， 把氧合血红蛋白( h b 0 2 )占 全部血红蛋白 容量的百分比， 称作氧饱和 度 ( s 0 2 ) 。 而，一氧化碳血红蛋白( h b c o ) 、 高铁血红蛋白 ( h b m e t ) 、 胎儿血 红蛋白( h b f ) 含量极少， 测量中 可以 忽略不计， 通常， 把氧合血红蛋白( h b 0 2 ) 占氧合血红蛋白 ( h b 0 2 ) 与还原血红蛋白 ( h b )容量之和的百分比记为氧饱 和度 ( s 0 2 ) 即就是 s 口 2 = h b o z 月 b 0 , + 月 b (1 一 1) 光电测量法测量氧饱和度的理论依据是朗伯 一比 尔( l a m b e r t 一 b e e r ) 法 则，当波长为人 的单色光照射在某物质的溶液上时， 透射光强工 与发射光强 1 0 之间有如下关系: i = i , 1 0 - e ,( 1 - 2 ) 其中， 工 、 1 0 分别为透射光强和入射光强， c 为溶液浓度， e 为溶液的吸 光系数，l 为光路长度。 依据照朗伯一比尔法则，波长为x ，光强为1 0 的单色光通过血液组织 透射光的强度为: 1 = i f * l 0 - 1s ,c , e ,c , ) c = 几 1 0 - (e c ,. e c ) l(1 - 3) 其中e 1 , c 1 分别为动脉血液中h b 0 2 的吸光系数和浓度， e 2 , c 2 分别为 li b 的吸光系数和浓度，l 是动脉血液的光路长度， f 是皮肤、肌肉、指角和 西北工业大学硕士研究生毕业论文 静脉血液等其他组织的吸光度。由 此得到动脉血液的吸光度 ( 透射光强与入 射光强的比值取对数)为: w 二 ig 贡 = 一 ( e ,c , + e , c ) l ( 1 - 4 ) 而氧饱和度 ( s 0 2 )定义为血液中氧合血红蛋白 ( h b 0 2 ) 浓度c i 和总的 ， _ 、 ， _ _ _ 、二. ， . 。 。c二 二 _ . ， ， 。 、一二 皿 几 笙 上 鱼 曰l ( i i + ( : l ).乙 r 乙 ， 即 二 二 一 一 二 二 二。 ink , m l 王 一 生 夕 u 4 寸 庆1 号: c ， 十叭 c s o,= c , + c 一w ( e , 一 e 2 ) ( c , + c 2 ) l e 2 e ， 一 e 2 ( 1 - 5 ) 由 ( 1 - 5 ) 式可见，当使用单一波长光a 测量， 氧饱和度s 0 2 计算要求己 知 总的 血红蛋白 浓度 ( c i + c 2 ) 及光路长度l . 如果再采用另外一波长为a 的光 同时进行测量，根据 ( 1 - 5 )同样有 s o , = 一w ( 1 - 6 ) c , + c ( e ， 一 e 2 ) ( c i + q) l e ， 一 e 2 其中w是波长为动脉血液针对于i 单色光的吸光度，w=i g 于 。 i、 t o 分别为 波长为a 单 色光的 透 射光强和 入 射光强。e , . 中h b 0 2 和h b 在波 长a 处的 吸 光系 数和浓度。 由式 ( 1 - 5 ) 和 ( 1 - 6 ) 联立消去总的血红蛋白 浓度 l ，得: e z 分别为 动脉 血液 ( c 1 十 c 2 )及光路长度 _ w . . 七， j : 二一也， 二一 w一= e 2 q 一 e 2 ( e 2 一 e , ) q 一 ( e 一 e i ) (1 - 7) (。 一 : ,)告 一 (e 2 一 e ,) 1-10 g so=热 当波长x 选则在氧合血红蛋白( h b 0 2 ) 和还原血红蛋白( h b ) 吸光系数曲 线 的交点时，即e l = e 2 时，( 1 - 7 )式简化为: 西北工业大学硕士研究生毕业论文 _ _一 e , 口e ,_ _ n 认 =一尸 二 一+， 丁 - - - 二 二=a( / +万 e 2 一 e . e .: 一 药 - ( 1 - 8 ) 式 ( 1 - 8 )中a , b 为常数， 从 ( 1 - 8 ) 可以当选择一波长在两种血红蛋白 吸光系数曲线交点时， 氧饱和度s 0 2 可以根据血液溶液在这两波长的吸光度 之比来得到。如此，氧饱和度的计算将不依赖于总的血红蛋白 浓度 ( c 1 + c 2 ) 和光路长度l ， 这就是氧饱和度测量的基本原理。以上所述是针对动脉血液 的，而人体任意一处组织都包含了 动脉、 静脉、 骨骼和皮肤等。理论要应用 到具体测量中， 还必须考虑其它组织所造成的影响， 以 达到实际应用的效果。 夸 1 . 2 氧饱和度的脉搏式侧量原理 人体动脉在心脏驱动下的搏动引起全身动脉血管的 扩张收缩和血液流 量的变化， 反映在被测部 位， 就相应地引 起光吸收量的 变化。 特定个人、 特 定部位的非血液组织 ( 皮肤， 肌肉 等) 和静脉血液对光的吸收量一般变化极 小， 可以视为恒定的。 氧饱和度脉搏式测量就是利用了人体动脉、 静脉和其 它非血液组织的 这一特点， 通过检测血液容量波动引 起的光吸收量的 变化， 并消除非血液组织的影响来测得氧饱和度s 0 2 的。 就指套式测量法而言，其 测试部位的光吸收量的变化如图1 . 1 所示。 透射光强 1 ma x 滋脉脉织 1.动睁组 投射光 入 射 光 ! 无价动有，动 图1 . 1手指对光的吸收 测试光通过传输部位时，散射、反射产生的影响可以忽略。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 如图1 . 1 所示， 当传输部位动脉搏动时， 动脉血液光路长度发生变化l , 而其他组织的吸光率f 不变， 即t o = f 1 0 不变， 由 此引 起的动脉血液吸光度变 化为: o w = i g 1+八1 i +e2= 一 ( e , c , 十 e 2 c 2 ) 4 l ( 1 - 9 ) 同样选另外一种波长的单色光对传输部位同时进行透射测量， 类似于 ( 1 - 5 ) ( 1 - 6 ) , ( 1 - 7 )式的处理办法，可以得到: s 0 2 = ， w - 力， 一 ， 二 二 二一上， 一w ( e 2 一 e , )一 ( e 2 一 e , ) e 2 q一 e 2 ( e 2 一 e , ) q 一 ( e z 一 e , ) (1 一 1 0 ) 其中q= 当动脉血液搏动时， 透射光强由 最大值工 m a x 减少到工 m a x -工 m a x 时， 由 此引 起的动脉血液对入 和a 两束光吸光度的 变化量分别为: e w= i g i m .一 配而 i . - 州= ig i - 一 a i _ i m a , (1 - 1 1) 考虑到a i m a x 八 m a x 和编二 / i m - 远远小 于1 ， 记 a w / a w= a i -/ i . . m i i m = q ( 1 一 1 2 ) 即就是 这样将 ( 1 - 1 2 )代入 ( 1 - 1 0 )就可以求出 氧饱和度s 0 2 ，这就是氧饱和 度脉搏式测量的基本原理。 夸 1 . 3铡量单色光波长的选择 人体生理物理学理论研究表明氧合血红蛋白 ( h b 0 2 ) 和还原血红蛋白 ( h b )对光谱的吸收特性截然不同，如图1 . 2 所示。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 t当 4 卜功 吸光瓶盈 hb ol 翻卜内月气 铸母口 汗点 ， 一一叫.曰肠口.州. 0 - 月 a奋， . 分 麟、 荡( x 1 o n m ) 、，姆权心 声奋 切 图1 . 2 h b 和h b 0 2 的吸光系数曲 线 考虑到机体组织对测量精度的影响， 在选择光波波长时， 要求氧合血红 蛋白h b 0 2 和还原血红蛋白h b 对该波段的吸光性能相对于非血液组织要强， 但不能选择吸光系数太大的波段，那样透射光极弱， 很难检测， 测试环境光 的变化可能会对测量结果造成很大影响。 由于氧合血红蛋白h b 0 2 和还原氧合蛋白h b 对6 0 0 n m 以下波长光的吸光 系数过大，不适宜氧饱和度检测.依据式 ( 1 - 8 )成立条件要求其中一所选 波长对氧合血红蛋白h b 0 2 和还原血红蛋白h b 的吸光系数相等， 从图1 . 2 看 到该光波波长应该在8 0 5 n m 左右， 要做到理论上绝对相等是很难实现的。 而 该点的吸光系数随波长变化幅度比 较大， 这样当发光管存在个体差异时， 很 不利于调试替换。 而在9 0 0 n m - 9 5 0 n m 这个波段， 两曲线变化缓慢且接近重合， 所以一般将一波长选在此波段。 光波长选在6 5 0 n m 附近。因为在该波长处光 对氧合血红蛋白h b 0 2 和还原血红蛋白h b 吸收系数之差最大。本课题选用 6 6 0 n m 红光和9 0 5 n m 红外光的两种单色光。 这样， 两束光在红外光处的吸光系数不是严格相等的， 根据经验， 此时， 氧饱和度s 0 2 和9 值近似成二次关系，即就是: s o , = a q z + b q + c (1 - 1 3) 此时 其中， q二a c r e d % d c r e d a c r / d c ;, a c r e d 和d c r e d 分别为透射红光的交、直流成份;m r 和d c i r 分 别为透射红外光的交、直流成份。a , b , c 为为常数，利用标准动脉氧模拟 西北工业大学硕士研究生毕业论文 仪进行同时测量定标可以确定其值。 夸 1 . 4测量位置的 选择和传感器的结构 人体耳廓、指尖、 脚趾、 额头等处毛细血管丰富，组织比 较薄， 光容易 透过，组织吸光影响比 较小，通常选择这些地方作为测量部位。 光传感器， 一般选用采用体积小、 光波长单一性较好的发光二极管做光 源。 一般有透射式和反射式两种光传感器。 透射式探头选用弹性较好的软橡 胶作长夹子形状，光源和光敏元件镶嵌在其中，它能够较稳定地夹在耳廓、 脚趾或者指尖部位， 并能保持测量部位血液地正常流动。 反射式探头， 轻贴 在血液较丰富地皮肤表面， 如额头等， 利用发射光的变化进行测量。 本课题 采用透射式指套探头。 光源可以用直流或脉冲信号驱动。 采用直流信号驱动时， 要求硬件电 路 有对应两个光源的两个光敏元件及两路性能匹配的处理电路， 并且要求两组 发光管、 接收管之间隔光性能相当 好。 这种方法的主要缺点是易受背景光或 工频等低频信号干扰。 采用脉冲信号驱动时， 两路光源交替发光， 检测电 路 可采用对单一光敏元件来接收透射光， 利用一个硬件通道对采集的 光强信号 进行处理。 这种方式电路相对复杂， 但抗千扰能力强，同时降低了发光管的 平均电流， 提高了 探头使用寿命。 本课题采用的就是这种脉冲信号驱动的方 法。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 第二章硬件系统设计 2 . 1动脉氧模块硬件系统概述 动脉氧模块硬件系统框图如图2 . 1 所示: 自 动基线调节可调积分放大 差动放大m s p 4 3 0 a / d 转换 光传感器光 源 驭 动 图2 . 1硬件系统框图 整个模块由 微控制器及其外围电路、光源驱动电路、指套式探头、差动 放大电路、基线自 动调节电 路、直流截取电路、 a / d 转换电路、串口 通讯等 部分组成。 本模块采用m s p 4 3 0 f 1 4 9 单片 机作为 控制器， 进行控制及数据处 理。 由m s p 4 3 0 单片机周期性地发出两路脉冲到光源驱动电 路，这两路脉冲经 过光源驱动功率放大送到指套式光电传感器的红光和红外光发射二极管上， 使得它们周期性地发射红光和红外光。 测量时， 将指套式探头夹在人体手指 上， 调制光脉冲透过手指被作为光电转换的传感器光敏二极管接收后转 西北工业大学硕士研究生毕业论文 换为电压信号， 当手指动脉血液搏动时， 通过手指的动脉血液流量发生变化， 透射过的光强随之变化， 所得到的转换后的电压信号也相应地发生改变。 这 两路波动信号经过差动放大， 进入自 动基线调节和直流截取模块， 经过调节 后使得两路信号基线平稳后， 再经过可调节积分放大电路使得两路信号得到 均衡放大后，经过a / d 进入m s p 4 3 0 单片机进行数字信号处理后，求得人体 动脉的氧饱和度s 0 2 ， 并由串口电路将氧饱和度值和所需图形数据传给整机 系统。 2 . 2动脉氧模块各子模块设计 芬 2 . 2 . 1光源驭动电 路 本课题采用仿奈普特探头， 将6 6 0 n m 红光发光二极管和9 0 5 n m 红外光发 光二极管首尾对接，引出两条线，作为驱动接入。为此设计了如图2 . 2 所示 驱动电 路。 其中i n 1 、工 n 2 直接和m s p 4 3 0 的i / 0 口 相连，由 单片机发出 两组 脉冲，控制探头两个发光二极管的通断。 当工 n 1 为低电平、 工 n 2 为高电平时， 经由反相器反相， q 1 导通， q 2 截止， 从而使得后续功率放大电 路中， q 3 截止， q 4 导通， 最终6 6 0 n m 红光发光管截 止处于熄灭状态， 而9 0 5 n m 红外光发光二极管正向导通发光， 产生的红外光 信号通过手指衰减后由 光敏管接收。同 理，当i n i 为高电 平，i n 2 为 低电 平 时，6 6 0 n m 红光发光管导通发光，而红外光发光管处于截止熄灭状态， 产生 的红光信号通过手指衰减后由光敏管接收。当工 n 1 , i n 2 同为高电平，或者 同为低电平时，两个发光管同时处于截止熄灭状态。 ，甲 6lri ll 扩 奋 一仁派 几 i us 图2 . 2光源驱动电 路 西北工业大学硕士研究生毕业论文 当经过手指的血液流量发生变化时，穿过手指的光强也发生变化。 这种 变化转变成为电信号的变化并由 接收光敏二极管传递到电路的初级放大部 分，即就是， 差动放大部分。 本电路中的 三极管均采用开关管， 确保输出波 形接近于方波。电路的参数设置， 要求确保两个发光管正常工作时的工作电 流在其额定电流2 o m a 左右，并且状态稳定。 互 2 . 2 . 2差动放大电路 ( 初级放大) 一-4卜职- 一一丈冲人 一口乃广匕、咫 5 职 s 0r r l 6 一 厂 图2 . 3 差动放大电 路 差动放大电路如图2 . 3 所示。 从探头中光敏二极管接收到的电 信号被送 入差动放大电路的输入端， 这里采用差动放大作为初级放大， 主要是考虑到 差动电路可以抑制温度漂移并能有效地消除随机噪声影响，提高信噪比。同 时差动电路对光敏管传出的信号与地同时做放大处理，以消除由电源不稳定 带来的 测量误差。 这样运放a 2 : a 能够输出比 较稳定的 信号。 在差动电 路部 分， 为 初步消除高频噪 音， 在 放大电 路中 加 入了 电 容c l , c 2 , c 3 , c 4 , 适当 选择电容，对信号质量的提高具有很重要的意义。 信号经过通过差动放大电 路放大后，在输出点v i 处得到如下波形 ( 红 光与红外光发光管交替工作) : 1一厂 一 几一 厂 一厂 - 图2 . 4差动放大电 路物出信号 西北工业大学硕士研究生毕业论文 互 2 . 2 . 3自 动墓线调节电 路 2 . 2 . 3 . 1 d / a 电 路简介 本部分电路的核心是采用d / a 转换电路进行基线调节。本课题选 v 旧 e f z i !i a x ii/ mm a x 5 4 3 一 12 -s itr一 , i一 pffi j “ dac12-bit，一丁 - vd06n0 .犷鑫井 d a g a e g 1 2 - 扫 汗 5 h if 飞闷 e b i s 兀r u m以鱿s r i 图2 . 5 m a x 5 4 3 功能框图 m a x 5 4 3 芯片作为d / a 转换器件。 图2 . 5 是m a x 5 4 3 的功能图。 m a x 5 4 3 是一 款 1 2 位的串行输入数模转换器件， 采用+ 5 v 或者+ 1 5 v 单电源供电， 本课题选用 + 5 v 电源。 芯片使用低温漂的寄存器， 转换误差为1 1 / 2 l s b ， 转换速度为l u s , 是一款高性能的d / a 转换器件。 在其内 部， 包含了一个1 2 位的r - 2 r 类型的 d / a 转换器， 一个串 行输入， 并行输出的移位寄存器。 在时钟脉冲 ( c l k ) 的 上升沿开始后，串 行输入数据进入m a x 4 3 0 移位寄存器。转换完成后， 通过 把2 瓦刁 西置成低电 平， 把转换的数据送入d a c 寄存器中， 完成数模转换。 其 中控制和数据信号c l k , 2 瓦 初 、 s r i 分别和m s p 4 3 0 单片 机的i / 0 口 相连接。 图2 . 6 是m a x 5 4 3 的简化电路图。从此图可以看出m a x 5 4 3 包含具有n m o s 开 关的电阻阵列， 根据每个输入数字信号位信息的不同， 二进制权重电流相应 的流向l o u t , g n d ，这两路输入电流之和恒等于在v r e f 处的输入电流. 通过 在电流输出端i o u t 处接一个放大器，电流输出就转换为电压信号。输入端 西北工业大学硕士研究生毕业论文 v r e f 能够接收范围很大的信号， 包括恒定的或者随时间 变化的 信号。 如果在 参考输入端接入一个电流源， 那么为了减小由于温度变化引起的误差， 在r f b 端应该加接一个低温漂的电阻来抵消温度漂移。由于使用的n m o s 开关在 r - 2 r电阻阵列中造成的不匹配， 内部反馈电阻r f b 的采用具有补偿作用， 这 种补偿提高了转换的精度并很好的抑制了温度漂移。 r暇价 城 f f、户 甲一 2 r * 2 r 砧 1r 、 i o u 丫 gn o 告连寸0 ( m m) ( i s b ) 图2 . 6 m a x 5 4 3 简化电 路 本课题应用m a x 5 4 3 构成一个可变增益放大器。 在基线自 动调节电 路中 用来控制信号的放大倍数。 另外在后续直流截取电路中， 用来调整直流截取 量的大小。电路的连接方式如图2 . 7 所示: vo u t max5 4 3 图2 . 7 可变增益放大器连接方式 结合图2 . 6 、图2 . 7 和图2 . 8 ， 可以看出， 信号由m a x 5 4 3 的第二引脚输 入， 经过片内电阻r f b 由工 。 u t 进入放大器的反向 输入 端，放大器的 输出 端与 m a x 5 4 3 的 第一脚v r e f 相连， 信号由 此输出。 这样， 在放大器的 输出 和输入 端之间即就是图2 . 6 所示的电阻阵列， 通过m s p 4 3 0 单片机控制m a x 5 4 3 的串 西北工业大学硕士研究生毕业论文 行输入端s r i ， 就可以控制放大器的增益大小。 使得m a x 5 4 3 输出基线稳定的 信号， 放大增益可以通过如下办法求得。 参看图2 . 8 ， 设从v i 输入的电流为 d i i 的电流为i i i ， 流过d o 的电流 为l o ， 依此类推。那么有: 玉2r 几 科 工 ，流过 i o v p胡 u _ , 产 一_ _ _ _ 一 沐 一 二 二共 i u+ c了气 图2 . 8增益示意图 从v i 输入的电流强度为:i = i i i + i i o + . . . . . . + i i + i o 即就是: ，lesesesesesj 、!.声 1-2 21 减 凡 十 0 、.jz 1一2 /矛lwet、 x 试 + 十 ，拍 、1尹 1-2 zrles、 x 姚 + 、1矛 1一2 2lest、 x 0 试 + 试 reseses.es.l 0一r 盯卜、一如 2 : 2 x r d x 2 1 ， 十 10 x 2 1。 十 d 9 x 2 9 、.+ d , x 2 十 d o 最后可以得到输入电压 v i 和输出电压 v o 的比例关系 v r . 厂 ; =-l k=一， - l a 2， “ 令 此时则有 , x 2 + d ,0 x 2 10 + 峨x 2 9 ， x 2 1， + d , x 2 10 + 姚x 2 . + d , x 2 + d 0 i .+ d , x 2 十 d 0 ) = _ v 0 n 2 1 2 ( 2 - 1 ) 西北工业大学硕士研究生毕业论文 v o =一 贡v ( 2 - 2 ) 其中:n 是d / a 转换的数字输入量。从m a x 5 4 3 输入信号v i 和输出信号v o 的关系式中可以看到: 根据v i 的不同， 输入不同的数字量n ， 就可以得到所 需要的v o 。自 动基线调节电路功能就是利用这一关系来实现的。 2 . 2 . 3 . 2利用d / a 来实现对基线的自 动调节 从氧饱和度s 0 2 的测量原理上将，指套式探头能够将光强信号的变化 转换成为电 信号的变化， 这种信号通过放大处理和a / d 采样后进入m s p 4 3 0 单片机， 通过单片机内部的数字信号处理程序进行数据处理计算， 就可以 得 到氧饱和度s 0 2 的值， 但在临床具体实现上， 这种方法是走不通的，其原因 如下: 1 、红光和红外光光强信号是由两部分组成的:直流分量和交流分量， 其中直流分量比较强， 交流分量比较弱。当手指的血液流量发生变化时， 光 强信号 ( 即就是脉搏波信号) 也会发生变化， 这种变化转换成电 信号也就是 交流分量部分，所以交流信号在测量人体氧饱和度方面起着至关重要的作 用， 它直接反映了人体手指脉动变化的情况。 人体血管的容量是几乎不变的， 当人体脉动较强时，交流分量比较大，直流分量就小一些。重要的是，当脉 动相当弱的时候，直流分量就变得很强。 2 、人体手指对红光和红外光的吸光度不同，红光的脉动起伏要比红外 光小， 就是说， 代表红光光强的电信号其交流分量和直流分量要比红外光小。 由 于以 上特点， 如果对两路信号进行简单的 放大后， 直接送入单片机， 将会出现几种情况: 1 ,整个信号超出了 放大器的动态范围，而交流分量还没有得到足够量 的放大。 2 、 越是交流量小的信号，其直流分量越大，整个信号越容易 饱和，所 以，交流分量也就难以得到足够的放大。 3 、红外光信号的交流量放大已经超出了放大器的放大范围，而红光的 西北工业大学硕士研究生毕业论文 交流分量仍然很小。 根据以上情况，采用自 动基线调节模块， 有效的解决了以上所述问 题， 模块的目 的是获得基线 ( 所谓基线， 就是信号在一个周期内的平均值， 也可 以 理解成为信号的直流分量) 平稳的光强信号， 不影响信号的交流分量。 虽 然 不 同 人 体 的 氧 饱 和 度 : 0 2 信 号 的 直 流 分 量 不 同 ， 但 经 过 调 节 ， 可 产得 基 线平稳值相同的信号， 在此信号基础上， 截取掉信号的一部分直流分量， 然 后进行再次放大，即可以 克服上述1 , 2 两种情况，使得信号的交流分量得 到适当的放大。 具体实施如下: 结合图2 . 3 、图2 . 9， 在图2 . 3 输出 信号进入图2 . 9 中m a x 5 4 3 - a 第二 管脚r f b 的同时，也被送到图2 . 9 中模拟开关a d g 4 1 1 的第三管脚s 1 。 通过 m s p 4 3 0 单片机内 软件系统来控制模拟开关a d g 4 1 1 各组开关的 通断状态来达 到这一目的的。 首先，把a d g 4 1 1 的第1 6 管脚工 n 2 置高电平，使得其1 4 ,巧脚断开， 停止积分电 路工作。同时控制a d g 4 1 1 第一管脚置低电 平，使得第3 管 脚信 号v i 进入a r 5 ， 再经过a r 7 和a r b 的 放大和跟随 后进入a / d 转换器。 根据a / d 转换的 信号计算出 初级放大电 路输出 信号v y 的 值， 此v i 就是m a x 5 4 3 - a 第二管脚r f b 的输入信号。 假设要得到从m a x 5 4 3 -a 输出的基线平稳的光强 信号的基线值为v n ， 比 较v n 和v i ， 利用公式 ( 2 -2 ) ， 就可以得到d / a 转换 器m a x 5 4 3 -a的数字输入n , n 即为调节系数。 这个调节系数调节m a x 5 4 3 - a 就可以使不同的v i 不成同一基线输出v n 。这样就可以达到对基线进行调节 的目的。 对于上述第三种情况，由于红光信号和红外光信号的强弱不同， 但它们的放 大电 路是完全相同的， 所以红光和红外光应该选取不同的v n 值， 也就是说， 红光和红外光信号的调节系数n 是互不相同的，我们的目 的是根据v n 值的 不同，选择合适的n 值，最终得到满意的信号。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 adg过 1 1匕卜 一一 止一 p 23 a r -7t _厂 a n . ma将其第1 管脚置i n 1 高， 使得第2 , 3 管脚断开，使得用于采集自 动基线调节的信号关闭， 停止初始 放大信号的输入;将其第8 管脚i n 4 和第9 管脚工 n 3 置低，使得基线调节后 的基线平稳信号v n 和直流截取信号v b 输入运放， 此时， 此时积分放大电 路 开始积分。 v n 和v b 输入由r 2 1 , r 2 2 , c 5 和运放a r 6 组成的积分放大电路。 积分后的信号经过a r 7 放大电路和a r 8 跟随器电 路， 进入a / d 转换器进行采 样。积分时间由m s p 4 3 0 单片机控制a d g 4 1 1 的第6 , 7 和1 0 , 1 1 管脚的通断 来决定， 鉴于红光信号和红外光信号在强度上的差别， 对红光和红外光信号 采用不同 积分时间， 红光信号的积分时间要比 红外光信号的积分时间长。 每 次对信号进行积分后， 要及时对充电电容c 5 进行放电，通过单片机控制将 i n 2 置低， 使得第1 4 , 1 5 管脚接通， 连接充电电 容c 5 两端，电 容开始放电。 另外， 在红光和红外光信号进行采样时， 要消除环境光因素， 对于采集 基线自 动调节信号时的 环境光， 采用的开关状态与基线自 动调节信号采集的 开关状态完全相同; 对于红光和红外光积分放大信号环境光的采集， 其开关 通断状态与红光和红外光积分放大信号采集基本上相同， 唯一区别是， 要将 a d g 4 1 1 第9 管脚置高， 断开直流截取部分。 红光和红外光信号 经过自 动基线调节、 直流截取和可调积分放大电 路 后，通过示波器观察到的波形如图2 . 1 1 所示。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 _ / / 图2 . 1 1经过自 动墓线调节、 直流截取和可调积分放大后的 信号 互 2 . 2 . 5 m p u 部分和a / d 转换部分 本课题采用m s p 4 3 0 f 1 4 9 单片机作为微控制器， 进行控制和数据处理。 m s p 4 3 0 f 1 4 9 是一款超低功耗的混合信号控制器。 它具有1 6 位r 工 s c 结构， c p u 中的1 6 个寄存器和常数发生器使得m s p 4 3 0 f 1 4 9 控制器能达到最高的代 码效率; 灵活的时钟源可以 使器件达到最低功率消耗: 数字控制的 振荡器d c o 可使器件从的 功耗模式 迅速唤醒， 在少于g u s 的时间内 激活到活跃的工作状 态。 其片内集成有丰富的外设资源: 1 、看门狗定时器 ( w a t c h d o g t i m e r ) ， 可以 用作通用定时器。 2 、带有3 个捕捉/ 比较寄存器的1 6 位定时器t i m e r 一3 . 3 、带有7 个捕捉/ 比 较寄存器的1 6 位定时器t i m e r 一7 , 4 , 2 个具有中断功能的8 位并行端口:p 1 与p 2 . 5 , 4 个8 位并行端口:p 3 , p 4 , p 5 , p 6 . 6 、模拟比 较器c o m p a r a t o r 一。 7 , 1 2 位a / d 转换器a d c 1 2 . 8 、1 个乘法器。 9 , 2 个串行通信接口:u s a r t o 与u s a r t i . 另外， 此芯片作为 一款f l a s h 型微控制器， 具有6 0 k b + 2 5 6 字节f l a s h 2 k b r a m . 在此， 对课题中所 用到的内 置外设a d c 1 2 做以 重点介绍， 其框图 如图 2 . 1 2 所示。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 图2 . 1 2 a d c 1 2 结构框圈 a d c 1 2 具有以下5 大功能模块，都可以独立配置，即 1 .带有采样/ 保持功能的a d c 内核 2 .可控制的转换存储 3 .可控制的参考电平发生器 4 .可控制和可选择的时钟源 5 .可控制的采样及转换时序电路 a d c 1 2 可以 对8 个外部模拟信号之一或者4 个内 部电 压之一进行转换， 工作时可以 用内部参考电平， 或者外部参考电 平，也可以 选择两者的组合。 它具有通用的采样/ 保持电路， 给用户提供了对采样时序的各种选择. 采样 时序可以 通过控制位用软件直接控制， 也可以 用3 种内部或外部的信号来控 制。 通常， 内部时序信号来自 于m s p 4 3 0 的定时器， 例如t i m e r 丛。 此外， 采 样时序也可以 编程为a d c 1 2 转换时钟的倍数。 其最大采样速率可以 达到 2 0 0 k p s . 互 2 . 2 . 6申行通讯 西北工业大学硕士研究生毕业论文 为了能够对最终得到的氧饱和度s 0 2 值， 以及脉搏波波形数据传回主机， 并能顺利地于主机进行通讯， 需要实现m s p 4 3 0 单片机与计算机之间地通讯。 这里采用的是m a x 2 3 2 芯片来实现m s p 4 3 0 和计算机的数据传输的。m a x 2 3 2 芯片内 有一个电 源、 电 压变换器， 可以 把输入的 + 5 v 电 源电 压转换为r s - 2 3 2 c 输出所需要的电平。串行通讯接口电路如图2 . 1 3 所示。 图2 . 1 4 m s p 4 3 f 1 4 9 与主机之间的 通讯 互 2 . 2 . 7 电源电 路 具体电路如图2 . 1 5 - 一 +c 1 4 l 你i i u4 i n p ut outp ut g nd 2 c1 = 一a. i np ut outp ut gnd 口 2. r 图2 . 1 5电 源电路 西北工业大学硕士研究生毕业论文 在本课题中，大部分电路工作电压为士5 v ，光源驱动部分设计电压为 + 2 . 5 v , m s p 4 3 0 f 1 4 9 的工作电 压为3 . 3 v 。 电源部分采用上5 v 电源供电， 通过 电压转换芯片把+ 5 v 电 压转换为+ 2 . 5 v 和+ 3 . 3 v 。转换芯片采用n p c 1 1 1 7 - 2 . 5 和n p c 1 1 1 7 - 3 . 3 两种。 西北工业大学硕士研究生毕业论文 第三章 软件系统设计 3 . 1动脉氧模块软件系统概述 本课题采用了适用于m s p 4 3 0 系列单片机的e m b e d d e d w o r k b e n c h目 标 系统开发环境。其中内 嵌着c 语言和汇