毕业设计（论文）-血氧脉搏仪设计.doc

全套图纸加扣 3012250582 编号： 毕业设计说明书题 目： 血氧脉搏仪设计 院 （系）： 机电工程学院 专 业：机械设计制造及其自动化学生姓名： 学 号： 指导教师： 职 称： 高级实验师 题目类型： 理论研究 实验研究 工程设计 工程技术研究 软件开发2012年 5月 10日第一章 绪论11.1引言11.2血氧饱合度的测量意义21.3血氧饱合度测量的发展状况21.4 国内外研究现状31.5本论文研究的目的和内容41.6本章小结4第二章 无创血氧饱和度脉搏测量的原理和方法52.1 非侵入式脉搏血氧仪的工作原理52.2 Lambert-Beer定律52.3光电测量原理72.4光电容积脉搏波描记法82.5双波长测量法9第三章 硬件电路的设计133.1整体电路设计133.2电源设计143.3 双波长发光驱动电路设计153.4 光电转换电路的设计163.5信号分离电路183.6 带通滤波器设计183.7放大电路的设计213.8直流偏置电路223.9本章小结22第四章 程序设计234.1 C8051F320 混合信号微控制器介绍244.2整体程序设计264.3 发光管驱动程序设计284.4 AD采集程序设计284.4.1采用过采样技术提高数据采集精度284.4.2 AD采集相关寄存器配置314.4.3 血氧量的计算314.4 USB通信程序设计32第五章 系统分析与实验345.1 干扰信号产生的原因及处理方法345.1.1环境光、暗电流345.1.2工频和其它电磁干扰345.1.3运动伪差355.2 实验测量结果355.2总结与展望37谢 辞38参考文献39附 录411. C8051F320最小系统原理图：412. 信号采集放大电路原理图：413. 芯片下载线原理图：43AbstractPulse 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-Beers 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 didnt 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-Beers law摘 要脉搏血氧仪是一种可连续、无创、方便地检测动脉血氧饱和度的仪器。血氧饱和度的监测目前在急救病房、手术室、监护室、患者的术后恢复、呼吸睡眠的研究以及社区医疗监护等方面得到广泛的应用。同时随着人们对健康关注度的提高，在家庭中也有很大前景。随着微光机电系统技术、生物医学技术及数字信号处理技术的发展，脉搏血氧检测系统正朝着集成化、微型化、数字化方向发展。本设计基于传统的透射式光电采集原理，使用高速集成模拟混合信号芯片C8051F320，设计了双波长血氧脉搏仪。系统采用光源调制、频分测量法和过采样技术，简化模拟电路部分的设计，提高了系统稳定性和重复性。在动态光谱原理基础上，对光电脉搏波信号进行时域频域转换，所得到基波分量用于血氧饱和度计算，获得了高精度的脉搏血氧饱和度测量值。本文还研究了脉搏血氧仪现况，Lambert-Beer定律在光电采集模型分析与应用，以及光电容积脉搏波描记法、双波长测量法的原理。以及国内外血氧脉搏测量仪的现况。根据脉搏血氧仪的功能和需求，采取便于实时传输的USB通信来进行数据的传输。采集到的结果可以方便的和传送到数据库进行分析对比。便利的采集方式可以增加数据库的容量，为医院、疾病防疫站等机构对疾病的分析统计提供依据。本设计还包括脉搏血氧仪的软硬件设计及实现。对于硬件先进行原理上的设计仿真，再进行试验样板的制作与验证。软件的设计包括了采集电路信号控制和采集以及USB数据的传输和上位机。最后分析了影响测量精度的各种因素，提出了消除各种干扰信号的处理方法。关键字：C8051F320、USB、脉搏血氧仪、透射、Lambert-Beer定律第一章 绪论1.1引言氧是生命活动的基础，缺氧是导致许多疾病的根源，而较为普遍的病症如慢性低血氧症，脑与心血管供血不足以及运动后的疲劳等生理和病理现象都与人体氧含量有直接关系，严重时直接威胁人的生命常用的血氧指标有:氧分压:为溶解于血液的氧所产生的张力。动脉血氧分压正常约为100mmHg，取决于吸入气体的氧分压和肺的呼吸功能，静脉血氧分压正常40mmHg，它可反映内呼吸状况。氧容量:为l00ml血液中血红蛋白(Hb)为氧充分饱和时的最大带氧量，应等于l.34mL/gHb(g%)，它取决于血液中Hb的质(与氧结合的能力)和量。血氧容量正常约为20ml%。氧含量:为l00ml血液中血红蛋白实际的带氧量。主要是血红蛋白实际结合的氧，极小量溶解于血浆的氧(仅有0.3ml%)。与氧结合的血红蛋白称为氧合血红蛋白(HbO2)，与氧离解的血红蛋白称为还原血红蛋白。血氧饱和度(SaO2)是指血液中(血红蛋白)实际结合的氧气(氧含量)占血液中(血红蛋白)所能结合氧气的最大量(氧容量)的百分比。因此，血氧饱和度的定义可表示为血氧饱和度的表示方法有两种：1、 功能饱和度（functional saturation）： (1-1)式中CHbO2和CHb分别表示组织中氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的浓度，SaO2表示血氧饱和度值，即血液中血氧的浓度。之后采用的SaO2表示利用脉搏血氧仪所测得的血氧饱和度的值。2、自然饱和度（fractional saturation）： (1-2)除了病理因素和长期吸烟者外，人体血液中所含碳氧血红蛋白和高铁血红蛋白是很少的。所以临床上多采用功能饱和度来反映血液中氧含量的变化。人体正常动脉血的血氧饱和度为98%，它是反映机体内氧状况的重要指标，如果人体的血氧饱和度的值低于94%，则被视为供氧不足。1.2血氧饱合度的测量意义血氧饱和度的监测目前在急救病房、手术室、监护室、患者的术后恢复、呼吸睡眠的研究以及社区医疗监护等方面得到广泛的应用。在麻醉、手术的大量临床应用资料表明，及时了解血氧饱和度的状况，了解机体氧合功能，发现低氧血症，有效提高麻醉和危重病人的安全性;及早知道SaO2下降可有效预防或减少手术期和急症期的意外死亡。据统计，单独应用血氧测量仪可减少40%的麻醉意外，如果与二氧化碳监测仪共用，可减少91%的麻醉意外。在对危重病人和不易通气等手术中，使用血氧饱和度仪进行连续的氧合估计，快速提供信息。到目前为此，血氧饱和度作为一种无创、反应快速、可靠的连续监测指标，己得到公认，并己推广到小儿病人的呼吸循环功能监测，特别对新生儿、早产儿的高氧血或低氧血症的辨认尤其敏感。因此，血氧饱和度的连续监测不仅可及时发现低氧血症，设置SaO2高限报警以提供高氧血症预报，正确评价新生儿的气道处理与复苏效果，为新生儿的监护和治疗提供重要信息。与时同时，血氧饱和度测量仪也用在呼吸睡眠的研究、判断患者是否有睡眠呼吸暂停综合症或夜间低氧饱和度等情况;社区医疗对中风病人和心肌梗塞等患者进行的监护，能够及时快速的了解SaO2的状况，对疾病的发现和治疗都有非常重要的意义。因此，血氧饱和度的监测技术己成为现代医疗必不可少的监测手段之一。同时随着人们对健康的关注，各种健康测量仪表也在家用中开始火热起来。因此方便实用的脉搏测量仪具有广大的市场。同时随着测量仪表的普遍使用，对人体生理信息的采集也方便医院和疾病研究所对疾病的研究和及早发现解决。1.3血氧饱合度测量的发展状况无创脉搏血氧饱和度的监测技术的研究早在20世纪初期就己经开始了，依据郎伯一比尔定律(TheLambert一BeerLaw)原理为基础的测量血氧饱和度的分光光度法通常可分为透射光法和反射光法。1929年前，美国生理学家GlenMillian开始研究血红蛋白血氧反应，并用“血氧计(oximeter)”一词来描述血氧饱和度仪，称之为“在需要穿透血管的情况下，连续测量人体内动脉血氧饱和度的一种光电测量仪器”。到20世纪三、四十年代后期，各种血氧监测的技术开始大量涌现但在那时，血氧饱和度仪并没有获得实际的应用。1949年，Brinkman和ziljstra报告了血红素反射型血氧计的使用。在50年代，wood和coworker描述了一种无创伤检测血氧饱和度的方法。1964年，Shaw R研制出一种八波长自身调整血氧计，成为第一种获得临床广泛应用的血氧计，如HP4720lA型耳血氧计。1972年，Polayi和hehir使用光导纤维，用选定的二个光波长照射血流，用反射光确定血氧饱和度公式，测量体内血氧饱和度，建立了现代反射型血氧计测量的基础。1974年，世界上第一台脉搏血氧饱和度(SP认)仪0LV5100问世。1975年，Ronald等人描述了一种眼睛血氧计。1980年6，Takatani等人描述了一种多波长的非损伤性反射型血氧计。1982年，Nellcor研制出一种性能更好的脉搏血氧饱和度仪N一100，并形成了一种标准模式，利用发光二极管作为光源、光敏二极管或光敏三极管作为光传感器、微型计算机进行信息处理。到80年代中期，JobsiS、wyattJS及DelpyDT都在研究透射模式的脑血氧监测装置，并初步用于早产儿及新生儿的临床监护。以上所介绍的测量血氧饱和度的方法都是透射光法。但由于透射型血氧仪的光传感器安放的位置比较单一，不可能监测人体多个部位的血氧饱和度(如前额、胸部、背部等部位)，尤其是对新生儿和胎儿血氧的监测等方面有其自身的局限性，因此在探索透射型血氧仪的同时，有很多的科研机构和研究人员开始了对反射型血氧仪的研究。进入90年代，MoCormick利用反射光谱及独特的深浅双光路对比检测的传感器设计，完成了可实用化的脑血氧饱和度测量装置的研制，最新的有关反射型血氧饱和度计的报告是Mende1Sony等人，在2002年所描述的一种多波长和特别的传感器结构的反射型血氧饱和度计。总的来说，相对于透射型(传输型)血氧计，在实践中的反射型血氧计的临床数据的报告比较少，无论从传感器的设计，软硬件结构，还是测量方法等方面值得进一步的探索。目前，用红外光谱光电法在无创测量血氧饱和度的应用方面己经获得较大的成功，脉搏血氧仪正处在大范围普及及应用阶段。但是，由于工程学和生理学存在一定的局限性，评价SaO2值的正确性和可靠性仍然是重要的研究课题。近年研究建立的多种波长光度测定理论与实践，将打破目前利用红光和红外线两种波长的局限性，使测定血COHb和MetHb值成为可能，从而可减少因COHb和MetHb浓度异常病理状态所引起的SaO2读数错误。Masimo信号萃取等技术的发展，将打破技术上的局限性，使由于病人活动、低灌注、静脉血压力波、外界光线干扰等环境因素所造成的低信噪比可以减少，使SaO2读数偏低或错误报警的误差得到减少。实验室病人模拟装置的进一步研究，能够为评价血氧饱和度仪的正确性和可靠性提供有效的模型。因此，上述所有监测技术的进展以及电子技术、计算机技术、单片机技术的快速发展，最终将大大提高SaO2仪的正确性、可靠性，同时可提供多变而有价值的临床信息。此外，在今后医疗保健社区化的趋势下，便携式脉搏血氧仪在家庭保健和社区医疗监护中都将发挥其重要作用。1.4 国内外研究现状近年来美国设计出指环式血氧监护仪，该设备体积小，可进行全天24小时监护，做到真正的实时监护，并且在抗运动干扰方面也做出一定的成绩。一些欧洲国家如荷兰、英国、德国等也在这方面有所进展，在亚洲，日本、韩国在血氧监护仪方面也有所突破。国内的许多大学科研院所也都致力于血氧监护仪的研制，如西安蓝港数字医疗科技股份有限公司生产的手指血氧仪；中国医学科学院和中国协和医科大学研制的反射式血氧饱和度监测仪；西安交通大学研制的数字式脉搏血氧饱和度检测系统；厦门大学研制的基于PIC单片机的脉搏血氧检测仪；南京师范大学研制的监护用脉搏式血氧饱和度检测模块。但国内生产的血氧监护仪仍采用传统脉搏血氧测量原理，在测量精度、抗干扰、稳定性、重复性方面与国外还有一定差距，有待于进一步完善。1.5本论文研究的目的和内容本设计是在分析血氧饱和度发展、研究、应用现状的基础上，将开发更具高效性、准确性和可靠性的透射式血氧饱和度检测仪作为目标。采用经典的信号采集电路方法，经过优化，使得电路易于实现，同时添加了USB数据传输功能，使得血氧脉搏信号传输更为方便，进一步的话还可以实现远程监控，便于信息统一采集。本设计内容：1、了解血氧及脉搏的数据采集方法，对各种测量方法的优缺点进行分析比较，选取简洁实用的方法来测量血氧脉搏；2、了解光电式血氧脉搏的测量方法及原理，分析测量方法产生误差的原因，找到改善误差的方法；3、根据以上要求设计血氧脉搏仪的电路原理图，包括前置放大电路，信号处理电路，信号采集电路以及电源；4、设计数据采集程序，包括发光驱动程序，AD信号采集程序，USB通信程序的设计；5、将硬件采集模块采集的数据通过USB将数据传送到电脑；6、根据原理图制作相应的样机。1.6本章小结本章首先阐述了人体血氧检测的背景和意义，然后介绍了血氧检测技术的发展历史和国内外研究现况，从实用性出发，最终确定了利用近红外光谱透射技术对人体血氧饱和度进行无创检测。同时确定了设计内容和方向。第二章 无创血氧饱和度脉搏测量的原理和方法2.1 非侵入式脉搏血氧仪的工作原理脉搏血氧饱和度测量方法主要基于以下两个基本理论来研究的，一是光电测量原理，即氧合血红蛋白和还原血红蛋白对特定波长的光的吸收存在差异性;二是容积脉搏波描记法( PhotoPlethysmoGraPhy，PPG)原理，即动脉血周期性地搏动，透过动脉血的光强随着动脉血容量的变化而变化。大量实验研究表明，每种物质都有其特定的吸收光谱。因此，可根据吸收光谱的差异来鉴别物质种类；同时还可以根据物质吸收光谱曲线上某些特征波长处的透射率（Transmittance）或吸光度（Absorbance）的高低来判别或测定该物质的浓度，这就是利用分光光度法（Spectrophotometry）进行物质定性分析和定量分析的基础。分光光度法又称为吸光光度法（Absorption Photometry），包括可见吸光光度法、紫外-可见吸光光度法和红外吸光光度法等，具有灵敏度高、准确度高、操作简便、测定速度快等优点。非侵入式脉搏血氧（Non-invasive Pulse Oximetry）测量法，从原理上来讲，可分为透射式脉搏血氧测量法和反射式脉搏血氧测量法两种。两者区别在于，透射式测量中LED光源与光电探测器分布在被检测部位的两侧，主要检测的是穿透机体组织后透射过来的光强；而反射式测量中LED光源与光电探测器均置于被检测部位的同一侧表面上，主要检测的是从机体组织中反射过来的光强。本论文研究的是透射式脉搏血氧检测方法。脉搏血氧探头，可置于指尖、耳垂或鼻翼等身体部位，用于血氧饱和度和脉率信号获取。其中，红光和近红外LED光束分时交替穿透检测部位组织到达光电探测器，由于血液中HbO2与Hb成份对两个波长的光吸收系数不同，因而，通过测量两个波长光强的吸收率，利用Beer-Lambert定律推导计算，可以获得脉搏血氧饱和度值。通常状况下，人体血氧饱和度值介于70%100%之间，低于70%的数据是估测得出的，因为无法获得人体血氧含量低于70%时的实验数据。2.2 Lambert-Beer定律溶液对光的吸收除与溶液本性有关外，还与入射光波长、溶液浓度、液层厚度及温度等因素有关。Lambert和Beer分别研究了吸光度与液层厚度和溶液浓度之间的定量关系。Lambert定律表示为：当一适当波长的单色光通过一固定浓度的溶液时，其吸光度与光通过的液层厚度成正比，即： A=k1bb液层厚度k1比例系数，它与被测物质性质、入射光波长、溶剂、溶液浓度及温度有关。Lambert定律对所有的均匀介质都适用。Beer定律表示为：当一适当波长的单色光通过溶液时，若液层厚度一定，则吸光度与溶浓度成正比，即： A=k2cc物质的量浓度(或质量浓度)k2与吸光物质种类、溶剂、入射光波长、液层厚度和溶液温度有关的常数。将上两式合并即为Lambert-Beer定律：A=bcb的单位为cm，c为物质的量的浓度,单位为molL-1，为摩尔吸光系数，单位为Lmol-1cm-1。是通过标准物质的稀溶液测得的，它的数值愈大，表明溶液对入射光愈容易吸收，测定的灵敏度就愈高。一般值大于103即可进行测定。由Lambert-Beer定律可知，吸光度与溶液浓度(或液层厚度)之间为正比关系，而透光率与溶液浓度(或液层厚度)之间为指数函数关系：-lgT=bc即：T=10-bcLambert-Beer定律以下列条件为前提：1)入射光为单色光。2)吸收过程中各物质无相互作用。3)辐射与物质的作用仅限于吸收过程，没有散射、荧光和光化学现象。Lambert-Beer定律的局限对于人体组织，由于对光存在强散射现象，因此郎伯-比尔（Lambert-Beer）定律条件3）不能满足。如果组织多散射光，那么光子路径长度分布的结果比测量几何距离大得多。因此用郎伯-比尔（Lambert-Beer）定律定量描述组织成分浓度变得很复杂。用传播理论的粒子描述来说明光在组织中传播称为“光粒子迁移”或“光子迁移”。光子以一定的方向和速度在组织中传播，直至遇到可被看成是一个粒子或位置的散射层，光子在此弹性地改变了动量，并依散射特性沿随机方向散射。光子在散射层之间传播的距离为散射长度，它依赖散射介质的散射浓度和自然特性。光子从光源迁移到检测器的总路径长度要大于光源和检测器之间的几何距离。此外，因为在每个散射层中光子方向的改变是随机的或至少是半随机的，故光子从光源迁移到检测器的总路径长度存在一分布。组织的吸收特性也会影响光子的总传播路径长度，定性地说，当组织吸收增加时，光子遇到连续散射层的概率减小了，检测到光子较长路径的概率也就减小了，即平均路径长度缩短了，相反组织吸收减小时，随着光子传播路径长度的增加，平均光路径又变长了。入射光进入人体后，散射光不能沿直线传播，从而使得光子行进的路程远大于介质层厚度。在强散射条件下光程无法准确得到，导致郎伯-比尔（Lambert-Beer）定律的失效。为此有必要对该定律在强散射条件下加以修正。当前组织光学中的基本问题之一是要弄清可见光和近红外光在生物组织体中的传播特点和规律。这是因为6001300nm光谱区为“治疗窗口”，对许多已知的和潜在的光治疗和光诊断具有特别意义。已知绝大多数生物组织对可见光和近红外光呈现出不透明、混浊和高散射的特点，其原因在于生物组织复杂的具体结构。生物组织的固有本性决定了可以将其视作几何形状及物理参数从与波长相比拟或细胞的尺度看来有随机起伏的介质，也就是一种不均匀尺度在微米量级或大一、二个数量级的离散随机介质。对光学性质而言，这里的“不均匀”描写的对象实际上就是折射率。生物组织对光的强散射特性正是源于折射率的在细胞尺度上的不均匀性。对实际的生物组织而言，要想用传统的的电磁场理论来描写它的光学性质是极其困难的，甚至是不可能的。即使已知生物组织折射率的所有细节，虽然解的存在性与唯一性不容置疑，但试图通过数值求解麦克斯韦方程组来获知光在生物组织中分布规律的努力尚无成功的希望。基于生物组织的特点，可以借鉴现成的光子传输理论，给出一个唯象的光与生物组织相互作用的简化模型，以抽象出主要的生物组织的光学性质。具体地说,可以把光在生物组织体中的传播进而看成有光能的分布，用一种粒子的传输过程来模拟，粒子数的密度等价为光能。这种假想的粒子无妨称为光子(与光本性无关)，可以等效于光量子的集合。同时把生物组织理解为大量无规则分布的散射粒子和吸收粒子，这与生物组织的结构特征基本相符。2.3光电测量原理光电测量法测量血氧饱和度是依据Lambert-Beer:定律，Lambert-Beer;定律反应了光学吸收规律，即物质在给定波长处的吸光度与它的浓度成正比，测得它的吸光度就可以计算出溶液的浓度和物质的含量。当波长为的单色光照射某浓度溶液时，透射光强I与发射光强I0的关系为: （2.1）其中，I为透射光强，I0与为入射光强，E为吸光物质的质量吸光系数，单位为Lg-1cm-1，C为吸光物质的浓度，单位为gL-1，L为光路长度，单位为。cm-1。利用助Lambert一Beer:定律测量动脉血液时，波长为，光强为I0的单色光通过血液，透射光强度为: (2.2)其中，El、Cl分别为HbO2:的吸光系数和浓度，E2、C2:分别为Hb 的吸光系数和浓度，L为动脉血的光路长度。动脉血血液的吸光度定义为: (2.3)血氧饱和度(SaO2)定义为血液中氧合血红蛋白（SaO2）)的浓度C1和总的血红蛋白(C1+C2)之比，即, 则由上式可推得: (2.4)由上式可知，使用单一波长光测量血氧饱和度需已知总的血红蛋白浓度(C1+C2)及光路长度L。为了消除这两个参数，需采用另一路波长为的光束照射组织，可得到类似的公式: (2.5)其中，W是动脉血液对波长为的单色光的吸光度，即。I、I0分别为波长的单色光的透射光强和入射光强，E1、E2分别为动脉血中HbO2和Hb在波长处的吸光系数。将式(2.4)和(2.5)联立，消去总的血红蛋白浓度(C1+C2)及光路长度L，得: (2.6)其中 (2.7) 为简化公式(2.6)，可将波长兄选择在氧合血红蛋白(SaO2)和还原血红蛋白(Hb)吸光系数曲线的交点处，则El=E2，从而式(2.6)可简化为: （2.8）其中A、B为常数，也可以通过实验定标获得。从(2.8)式可以看出，只要选择一波长在两种血红蛋白吸光系数曲线的交点处，血氧饱和度SaO2:可以由血液溶液对这两个波长的吸光度比率来计算得到。但是上述理论是针对纯动脉血液的，忽略了静脉、骨骼和皮肤等对光的吸收和散射影响。要具体应用到人体血氧测量，还得引入光电容积脉搏波描记法原理。2.4光电容积脉搏波描记法光电容积脉搏波描记法(PPG)是通过借助光电手段在活体组织中检测血液容积变化的无创检测方法;。当一定波长的光束照射在指端皮肤表面时，光束将通过透射或反射的方式传送到光电接收器。入射光由于受到皮肤肌肉组织和血液的吸收衰减作用，光电接收器检测到的光强会减弱。其中，皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等对光的吸收(散射)和衰减在血液循环中是保持恒定不变的，而皮肤内的血液容积在心脏收缩舒张作用下呈周期性脉动变化。当心脏收缩时外周血管血容量最多，光吸收量最大，检测到的光强度则最小;而在心脏舒张时，恰恰相反，外周血管血容量最少，检测到的光强度则最大，从而光电接收器检测到的光强度也呈脉动性变化。同时将此光强度变化信号转换成电信号，并经处理后便可获得容积脉搏血流的变化波形，如图2.1所示23。它包含心搏功能、血液流动等诸多心血管系统信息，同时，容积脉搏血流主要存在于微动脉、毛细血管等微血管中，所以监测的波形也含有丰富的微循环生理病理信息。图2-1 PPG信号光吸收示意图在进行血氧饱和度测量时，需要获取的就是到达光电接收管后的PPG电信号（这在下一节中将具体阐述），这其中包括上面提到的两个分量：1、直流分量（DC）：由动脉血的非脉动成分、静脉血和毛细血管部分以及肌肉组织等几部分的光吸收组成；2、脉动变化的交流分量（AC）：它同步于脉率，主要反映动脉血的吸收情况。一般情况下，交流分量的幅值为直流分量的12，叠加在直流分量上。2.5双波长测量法2.5.1分光光度法分光光度法即通过测定被测物质在特定波长处或一定波长范围内光的吸收度，对该物质进行定性和定量分析的方法。通常用分光光度法测量血氧饱和度有透射法和反射法，这两种方法以郎伯-比耳（Lambert-Beer）定律和光散射理论为基础，利用还原血红蛋白和氧合血红蛋白的光吸收系数的差别来进行。国内外描述红外光谱法测量血氧的脉搏血氧仪是认为脉搏分量仅由动脉搏动引起，其余部分认为不变，如图2-2所示。图2-2 组织对光的吸收曲线由于在指尖处测得的血氧饱和度值最高，脉搏波形较尖，高频成分含量多，其他部分测得的血氧饱和度值较低，波形圆钝，高频成分含量少,说明光电信号中的脉动成分中有静脉血管搏动的贡献。血液中的HbO2和Hb对不同波长光吸收系数差异明显，在红光谱区（600nm-700nm），Hb的吸收系数远比HbO2的大，而在红外光谱区（800nm-1000nm），Hb的吸收系数比HbO2的小，在805nm左右为等吸收点，具有相等的吸收系数。如图2-3为Hb和HbO2吸光系数曲线血液中的光吸收程度主要与血红蛋白含量有关，805nm处吸光量的变化反映出血红蛋白总量的变化，红外光吸光量的变化主要反映氧合血红蛋白含量的变化，红光吸光量的变化主要反映还原血红蛋白含量的变化，因而红光吸光量的变化反映出较多的静脉特性，主要反映静脉血的变化，而红外光吸光量的变化反映出较多的动脉特性，主要反映动脉血的变化。指尖组织中动脉成分含量高，组织耗氧低，静脉血氧饱和度接近动脉血氧饱和度，因而测的血氧饱和度反映出动脉血氧饱和度。图2-3 HbO2和Hb吸光系数曲线2.5.2双波长测量法的理论分析假设波长为,光强为I0的单色光垂直照射人体，当透光区域动脉血管搏动时，动脉血液对光的吸收量将随之变化，而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收可认为是恒定不变的。如果忽略由于散射、反射等因素造成光的衰减，按照Lambert-Beer定律，通过人体透射光的强度为： (2.8)其中F是动脉血液组织以外的其它组织的吸光率，1和c1分别是动脉血中HbO2的吸光系数和浓度，2和c2分别是动脉血中Hb的吸光系数和浓度，d是动脉血液的光路长度，I0是入射光强，I是透射光强。由（2-1）式得动脉血液的吸光度为： (2-9)当动脉搏动，血管舒张时,动脉血液中光路长度由d增加d,相应的透射光强由I减少I,引起动脉血液吸光度的变化量为： (2-10)令 (2-11)假设血管收缩时最大透光强Imax，血管收缩过程中透射光强的最大变化量Imax，代入式(2-11)，得 （2-12）可求出动脉血液中HbO2 的浓度和Hb浓度的比值，即SaO2 (2-13)SaO2与(C1+C2),d有关，为了消除这两个参数，采用另一路波长为的单色光进行同时测量，类似可得： (2-14) (2-15)其中1和2分别是动脉血液中HbO2和Hb对的吸光系数。联立（2-13）式和（2-15）式得： (2-16)基础理论研究表明HbO2和Hb对光谱吸收明显不同，在波长为805nm附近，光对HbO2和Hb的吸光系数相等。因此当=805nm时，2=1，上式可化简得： (2-17)将式(2-12)和(2-14)代入上式得： (2-18)其中k和b是与动脉血液中HbO2和Hb光吸收系数有关的常数,一般根据实用定标仪测定。定标时，从传感器中送入标准血氧饱和度信号，单片机测值/I和 /I代入（2-10）式，再经线性回归得到k,b值。第三章 硬件电路的设计3.1整体电路设计测量仪器正朝微型化，智能化发展，因此大多测量仪器都自带数据采集处理芯片，方便实时测量和监控。本设计选取C8051F320作为系统的智能核心。C8051F320 器件是完全集成的混合信号片上系统型 MCU，具有强大的外设功能和运算速度，高度集成使得芯片体积很小。同时与8051内核兼容，可以使用keil编译器来编程，易于上手操作。片内集成有10位ADC可以满足信号采集需求，同时还具有USB功能，使得数据的传输更为方便。应用范围更广，可以将数据通过USB设备存储和传输。电路设计主要包括电源电路，LED驱动电路，接收管的转换电路，带通滤波电路，放大调整电路和MCU系统电路。数据采集结构框图如图3-1-1C8051F32010位A/DUSBLED驱动端口LED驱动光电转换双色光分离直流分离交流低通滤波交流信号放大交流低通滤波直流分离交流低通滤波交流信号放大交流低通滤波PC上位机红外和红光直流分量红外和红光交流分量图3-1-1 采集电路流程图整个测量中传感器的选取和滤波放大电路的设计影响最大。普通发光管和光电二极管虽然也可以用于测量，但是普通LED的光照强度弱，使得本身微弱的信号更加难以检测，给采集增大了难度。普通光电二极管受外界影响较大，并且暗电流较大，灵敏度较低，不适合人体微弱信号的采集。故此选取专用的血氧探头芯片ELM-4000 传感器，该传感器发光管可以通过简单的时序信号控制发出不同波长的光（选用的是660nm的红光和940nm的红外两种光源），易于实现双波长的测量，简化了发光电路的硬件和软件设计。并且接收管暗电流小、灵敏度高，反应迅速，传感器还自带指夹式外壳，方便手指测量，同时可以减小外界光线的影响。同时具有屏蔽线，可以减小外界噪声信号的干扰，探头的接口采取9针插孔，便于拆装。传感器外形如下图：图3-1-2 传感器实物图3.2电源设计电源主要为各个模块提供稳定的工作条件，电源本身的输出稳定性会对电路的精度和稳定性产生干扰，为此设计一个稳定的电源是保证采集电路精度的前提。为保证运放的放大区间，整个电路采取双电源供电。为易于使用，采用220V交流电转换为直流的方法。通过变压器将交流电降压，再通过整流桥整流，最后通过稳压芯片输出需要的+5V电压，+5V电压统一供电可以满足各个模块的需求。整流电路原理图3-2-1：图3-2-1 系统电源原理图3.3 双波长发光驱动电路设计ELM-4000的发光管红光二极管正极和近红外二极管负极相连，负极和近红外二极管正极相连，这样可以保证在测量时只有一种光存在，实现双波长分时测量。需要通过电路控制电流方向和大小实现时分复用控制。方案一：直接通过单片机IO口控制输出，为增加驱动能力，在IO口接上拉电阻。由于上拉电阻驱动功率较小，并且直接通过IO控制的器件一般都是输入输出电流较小的器件，因为单片机本身的输入和灌流都是有限的，而发光管要正常工作所需的电流较大，因此排除这个方案。方案二：采用简单的双三极管作为开关（见图3-3-1），通过单片机控制信号分时导通红外和红光发光管。虽然采取三极管驱动的方式，但是实验过程中驱动电流增加受到电源电压限制，到一定值后无法通过修改电阻来增大电路电流。由于采取的是1/4占空比的方波信号驱动，电路的输出电流也是比较小，无法满足发光管的工作条件。图3-3-1 单开关三极管驱动电路方案三：利用三极管H型桥式电路可以实现双向分时导通，同时使用两级扩流，使驱动电流满足发光二极管满足工作条件。图3-3-2为血氧探头内部双波长光源驱动电路的原理图。图3-2-2 H桥路驱动电路红光发光二极管驱动电路是由三极管Q1、Q4 、Q5以及它们所连接的器件构成。当RED_CTR的信号为高电平时时，Q5导通，紧接着Q1导通、Q4导通。当Q4导通时，+5V提供的电流通过Q4，进入红光发光二极管的正极，再经过红光二极管的负极，通过Q1，再经过R10到地。近红外光发光二极管驱动电路是由Q2、Q3、Q6以及它们所连接的器件构成。当工IR_CTR的信号为高电平时，Q6导通，紧接着Q2导通、Q3导通。当Q3导通时，+5V提供的电流通过Q3，进入近红光发光二极管的正极。再经过近发光二极管的负极，通过Q2，再经过R9到地。发光管的亮度可以通过R9和R10来调节。为了保证CD4066的准确控制，CD4066的控制信号由驱动电路的导通后产生。在上图中，当红光导通时，经反相器转换后输出对应的高电平控制模拟开关的导通，保证了采集信号的准确度。红外也采用同样的原理。根据输入信号的频率幅值，反相器选取常用的74LS04。3.4 光电转换电路的设计发光管根据控制时序在特定时间发出特定波长的光（分别为红光和红外两种），透过手指后的光信号还有人体的生理信息，所以必须将光信号转换为电信号。生理信息非常的微弱，转换后生理信号为电流信号，须进行电流电压信号的转化以及电压信号的进一步放大和滤波处理。选择光电接收器件时，考虑到光电传感器接收到的信号是穿透皮肤浅表血管，经血液吸收、散射后的近红外信号，属于缓慢变化的微弱生理信号，存在着较强的背景噪声和干扰，故需要灵敏度较高的接收管。另外，由于所检测的是光信号的幅度大小，为了准确地测出幅值的变化，必须选用线性好、响应快的器件。因此选择了ELM-4000，它且具有暗电流小、噪声低、受温度影响小等优点。光敏二极管的特性是将光信号转换为电流，而A/D转换电路采集的信号为电压信号。因此，接收电路中应将电流信号转换为电压信号。方案一：直接给光敏二极管接入反向压降，通过串联电阻将电流变换成电压信号。电路简单易行，但是输出干扰信号太强，后面滤波容易将真实信号滤掉。图3-4-1 电阻型电流转换电压电流方案二：采用运放有源转换电路，输出信号较稳定。光敏二极管受光照产生的光生电流I与普通二极管的电流方向相反，I与受光光强的变化成正比，光敏管工作在零偏状态。运算放大器与电阻R形成电流电压变换电路，如图3-4-2所示。电路输出电压Signal=IR00。图3-4-2 有源电流转换电压电路电容C00的作用是改变相移、防止自激，同时R和C又形成低通滤波器，抑制高频干扰。由于系统对发光管的驱动频率为1kHz，那么为保证RC组成的滤波电路不会造成光敏管电流信号的失真，其截止频率应远高于1KHz，即1/2RC1KHz。这里取R=1M，C=40pf，截至频率约为4KHz。3.5信号分离电路经过初级放大后的信号是同时夹杂着两种不同波长的信号，所以进行两个信号的分离是信号处理中重要的一步。采用模拟开关可以分离出两种不同波长的信号，然后将分离后的信号分别进行带通滤波。经过对比选用模拟开关CD4066，4066具有四路模拟开关，为方便电路图布局选取了前两路。图3-5 两路信号分离电路控制端开关最大速率40MHz，驱动时序的频率为1KHz，完全可以满足要求。供电0V一18V，输入电压-0.5Vdd+0.5，5脚和13脚接时钟驱动时钟信号，当控制信号为1时，输出端OUT等于输入端IN，;当控制端为0时，OUT端无输出信号，这样就能将两个波长的混合信号分离。然后将直流分量分别送到AD采集，交流信号则送到下面的电路继续分离放大。3.6 带通滤波器设计脉搏波的准确测量是脉搏血氧饱和度测量仪的关键。脉搏波是准周期信号，频率范围为0.140 Hz。电路中存在工频和其他噪声信号的干扰，因此良好的滤波器对于信号的采集起着至关重要的作用。与传统的RC滤波器相比，有源滤波器在低频时的滤波效果更好。选用巴特沃