无线血氧测量仪

1、 摘要 血氧饱和度的检测手段分为有创方法、无创方法两种。早期常用有创的方法，通过抽取动脉中的血液，利用血气分析法或分光光度计测定光密度，在此基础上计算出人体血氧饱和度。血气分析法是指从人体动脉血管或静脉血管中抽血，用生化方法得到血氧饱和度参量，主要应用于需要准确的血氧饱和度数据的场合，如产程中的胎儿监护等。血气分析法是检测血液的血氧饱和度唯一的“金标准”。利用分光光度计测出动脉血中抽取血样的光密度可以计算出血氧饱和度。此方法是以双波长的朗伯比尔定律为理论基础，利用 Hb 和 HbO2的吸光系数随着波长不同而改变的特性，计算出血氧饱和度值，这一基本原理已经发展成为现如今无创检测的理论基础。虽然血

2、氧饱和度的有创检测方法测出的血氧饱和度较为准确，但费时且容易对患者造成痛苦甚至感染，并且不能连续测量，在病人处于危险状况时不容易使病人得到及时有效的治疗。因此采用无创的方法快速准确的获得人体血氧饱和度值便具有广泛而实际的意义。关键词：血氧；测量；饱和度目录摘要1一、系统硬件设计31.1 硬件系统简介31.2 总体设计31.3 探头驱动模块41.4 模拟电路设计61.5 数字电路设计16二、系统软件设计272.1 系统简介及总体设计272.2 软件开发平台简介282.3 LPC2131 的软件设计302.4 数字信号处理342.5 参数的定标382.6 影响测量结果的因素分析及去干扰措施40参考

3、文献42一、系统硬件设计1.1 硬件系统简介蓝牙血氧饱和度测量系统是把蓝牙传感器贴于人体体表，通过检测穿过人体组织后的反射光，将其转为电信号，经过差分放大、滤波、自动增益控制、去直流分量等信号调理过程后进入A/D采集模块，转换为数字信号在微处理器中处理计算，得到测量的血氧值存储并显示。本系统采用的微处理器是ARM7系列的LPC2131，具有高运算速度、低功耗、便携等优点。任何的系统设计都主要包括硬件和软件两部分。硬件开发部分是底层的、基础的开发，软件部分是灵魂，控制整个系统的运行。因此本系统的设计也分成硬件平台的设计和软件平台的设计两大部分。1.2 总体设计本系统从微型化、便携式和低功耗设计的

4、考虑出发，采用 LPC2131 微处理器作为硬件电路控制和数据处理与传输的核心。系统硬件框图如图1-1所示。图 1-1 血氧测量系统的硬件框图进行血氧饱和度检测时，由LPC2131微控制器周期性的发送三路脉冲信号，通过驱动电路控制发光光源按时序发光熄灭，形成光调制用以消除背景光的干扰，提高血氧测量的准确性。恒流源电路用来控制光源的稳定供电，使测量过程中发射光源发出的光强是恒定不变的。采用光敏二极管接收光信号并转化为电信号，仪用放大器AD620作为前置级差分放大。采用信号分离电路去除环境光得到有用光。四阶低通滤波器滤除高频干扰。由于不同人体存在着个体差异问题，穿过人体组织血液后反射光信号往往差异

5、很大，因而转成的电信号也差别很大，为了能够获得基线平稳的光强信号，对三路信号进行自动增益控制调节。利用可调数字电位器MAX5407芯片作为放大电路的反馈电阻，通过微处理器LPC2131控制数字电位器的阻值，调节信号的放大倍数，从而使三路信号得到不同的放大倍数。由于组织对红外光和红光的吸光度不同，一般红外光信号的变化幅度比红光信号的变化幅度大很多。为了保证模数转换的精度，需要对这三路信号进行均衡放大，因此电路中采用了可控积分放大电路模块，由微处理器LPC2131控制积分时间。由于直流信号是交流信号的百倍，所以用高通滤波器滤除直流信号，然后把交流信号再放大，从而提高A/D转换的精度。处理后的信号送

6、入微处理器LPC213的A/D转换模块，由LPC2131进行数据采集，采集得到的数据经过数字信号处理后提取特征点，根据推导的公式计算出血氧饱和度，用液晶显示，也可通过串口通讯传到PC机。1.3 探头驱动模块1.3.1 发光二极管的驱动电路光调制就是使光波的振幅、位相、频率、偏振和波长等某一个参数按照一定的规律变化。血氧探头中的光敏二极管能产生随光强变化的电流，但是不能区分是哪种入射光。因此，我们用一个定时电路控制三个发光光源的发光次序，让三个光源交替点亮，且有一个LED均熄灭的暗光期，此设计有效增强了对环境光的抑制。接通电源，血氧探头中的LED闪烁，血氧模块正常工作。LED均熄灭时，血氧模块检

7、测到的是环境光和干扰信号，从红外光信号和红光信号中减去它们即消除了环境光的干扰，从而提高了信噪比。图1-2 三个波长发光光源的驱动电路图图1-2为三波长发光二极管的驱动电路，微处理器LPC2131的P0.8、P0.9和P0.10三个端口分别通过三极管驱动三种不同波长的发光二极管周期性点亮。使用三极管的作用是为发光光源提供合适的工作电流。为了使三个发光管的光强在同一能级，尽量选取参数较为接近的三极管。为避免发光光源截止时处于悬空状态，在发光二极管两端都并联上电阻，并联的电阻几乎影响不到发光光源导通时通过的电流。选择的限流电阻阻值过大，会导致发光光源发出的光强度不够，穿过组织后的反射光强度太微弱，

8、不易检测且容易受干扰影响；阻值过大会使反射光强太强，有可能发生灼伤皮肤，特别是婴幼儿。而且发光总是伴随着发热，器件温度上升会导致发光率下降，发光管寿命也会减少。本系统选用阻值是18 的限流电阻，测得限流电阻两端的电压为1.8 V，通过发光光源的电流约为1.8 V/ 18 =100 mA。由LPC2131的三个I/O口控制三路发光光源，使其产生频率为100 Hz的脉冲信号，从而将脉搏波信号调制成为脉冲调幅波。脉冲信号的频率选定为工频50 Hz的整数倍时可以降低工频干扰。1.3.2 恒流源电路在血氧信号测量中，光源供电的波动会影响血氧的测量结果，应用中为了减小这种干扰，采用了恒流源电路控制发光光源

9、的稳定供电，使在整个测量过程中发光光源发出的光是稳定不变的。图 1-3 恒流源设计电路图如图 1-3 所示为恒流源设计电路，由于R1两端的电压值恒等于稳压二极管D1的稳压值，流经R1恒定的电流值，控制三极管Q1工作在放大状态区，从而流过发光二极管D3的电流恒定，这时发光二极管D3能够输出稳定光强的光。通过人体组织的光强始终随着人体组织内血管血流量的脉动变化而发生脉动变化。这种变化被三路光信号调制后由光电二极管转化为电信号，送入后边的信号调理模块。1.4 模拟电路设计1.4.1 第一级差动放大电路由于脉搏血氧信号很微弱，一般为几到十几毫伏，且经常带有共模干扰，因此设计时要求前置级放大器具有低漂移

10、、低功耗、低噪声、高共模抑制比等特性。前置放大电路的设计是整个系统设计的重点，直接影响着信号预处理电路整体性能的好坏。由于本系统是级联系统，因此系统的噪声系数主要取决于第一级。所以，本系统在设计前置级放大电路时主要考虑了电路的低噪声，并提供了尽可能大的增益。差分放大电路可以抑制温漂的影响同时还能有效的抑制共模干扰。由于噪声和工频干扰信号一般都表现为强共模信号，因此本系统采用了仪用放大器具有差分功能，可以有效的抑制共模信号干扰，更好的保留了有用的差模信号。本系统选用ANALOG DEVICES公司生产的低功耗、低价格、高精度仪表放大器AD620作为前置级放大的核心器件。该芯片优点是能够抑制温漂并

11、能够有效抵消随机噪声干扰，提高信噪比。其主要特点是：AD620的增益范围是11000可调；共模抑制比强，大于90 dB；噪声低，带宽120 KHz；电源电压范围宽，为2.3 V18 V；最大耗电流为1.3 mA，精度高，适用范围广等。AD620由于外围元件极少，广泛应用于医疗仪器、数据采集系统、工业过程控制、传感器接口等领域及差动放大器。AD620由三个放大器共同组成，其中电阻适用范围在1K 10 K 之间。我们只需通过外部引脚1脚和8脚接入一个可调电阻，调整该电阻的阻值就可以改变电路的增益，方便简单。仪用放大器AD620的增益计算公式如1-1所示。根据此公式通过调节RG的值就可以求得放大器的

12、增益。在本系统中 AD620 的外围电路如图 1-4 所示，图中可变电阻RG 用于调整电路的增益。AD620 的第 5 引脚不在内部接地，而引至外部通过接入一个参考电压来实现电平偏移。当第 5 引脚直接接地时，AD620 的第 6 脚输出电压的零位为 V 0；当第 5 引脚接参考电压UREF时，输出电压的零位为UREF。为了减小干扰在芯片 AD620 的两个电源端各布置一个 0.1 F的瓷片电容。由光敏二极管转换成的电信号经过前置电路初步放大后，噪声和温漂都能够得到一定的抑制。为了增强系统电路的耐直流极化能力，避免使其进入饱和和截止状态，前置放大部分的增益选取不宜过大，本系统设计AD620 的

13、增益为 8。图1-4 前置级放大电路图1.4.2 信号分离电路由于采集到的红光信号和红外光信号都有环境光的干扰，因此系统采用了信号分离电路将环境光从有用信号中分离出去。信号分离电路由一个运放和一个电子开关 CD4016BC 构成，如图 1-5 所示。其原理是：电子开关受时序脉冲的高低电平控制实现接通和断开。当时序脉冲控制为高电平时，电子开关两个引脚接通，运放的同相端接地，根据放大器虚短的概念，反相端电位是零，此时运放即为反相放大器，增益为-1，输入信号和输出信号反相。反之，电子开关断开的时侯，运放的同相端输入无穷大的电阻，这时流过电阻 R 的电流为零，输入信号没有衰减，反相输入端的电位是正电位

14、，输入输出信号的电位相同，R 上没有电流流过，运放相当于一个同相缓冲器，实现了输入信号的同相输出。图 1-5 信号分离电路图假设有用光信号表示s (t)，环境光干扰信号m (t)，则在发光光源发光时采集到的信号是f (t) = s (t) + m (t)，不发光时采集到的信号是m (t)。经过信号分离电路处理后，光脉冲信号同相输出，环境光信号反相输出。当同反相脉冲的时间间隔很短时，输入到低通滤波器的信号可看做是两个信号的叠加，如式 1-2，从而从有用信号中消除了环境背景光的干扰。1.4.3 低通滤波电路由于脉搏波频率很低，周围环境的背景光和暗电流对信号干扰影响很大，所以设计了低通滤波电路。低通

15、滤波器设计时应使滚降速率越快越好，通带尽可能平坦，阻带衰减小于 A/D 转换的 LSB/2。由于低阶滤波器衰减特性较差，因此常选用高阶滤波器。随着阶数增加陡峭度增加，增加一阶转折区的下降速度一般增加-20 dB/Dec(即-20 dB 每十倍频)。常用的高阶滤波器有切比雪夫滤波器(Chebyshev) 、巴特沃斯滤波器(Butterworth)和贝塞尔滤波器(Bessel)。切比雪夫滤波器从通带到阻带的过渡很陡但带内有纹波；贝塞尔滤波器过渡区大，过渡区下降速度不陡；巴特沃斯滤波器的转折区斜率在贝塞尔滤波器和切比雪夫滤波器之间，频率相应平坦。血氧信号在 15 Hz 以下的脉搏波能量衰减达到-40

16、 dB，在 8 Hz 以下时能量衰减可以达到-35 dB，并且其 95%的能量都集中在 0 Hz6 Hz 之间，因此对脉搏波信号进行低通滤波的处理时，滤波器的截止频率选择在 20 Hz 左右，保证了脉搏波信号的主要成分不被改变，滤掉高频信号，并且能滤除 50 Hz的工频干扰，有效提高信号的信噪比，抑制噪声。综上，本课题最终选择了截止频率为 20 Hz 的四阶巴特沃斯低通滤波器。1.4.4 自动增益控制电路根据血氧饱和度的测量原理，光电传感器检测光强信号并转变为电信号，然后经过滤波电路、放大电路最终通过 A/D 采样模块后进入处理器，最终得到血氧饱和度的结果值，但是实际应用中是不可行的。因为红光

17、、红外光通过人体组织后的脉搏波信号有以下两个特点：(1)红光和红外光光强信号分别由直流分量和交流分量两部分组成。其中直流分量部分较强，交流分量部分较弱。当流过组织的血液流量发生变化时，光强信号也会随之发生变化，转化为电信号即交流分量的部分，所以交流信号在测量人体血氧饱和度时起着关键的作用，反应了人体血液脉动变化的情况。而且交流分量大的直流分量稍小，交流分量小的直流分量稍大。(2)人体组织对红外光和红光有不同的吸光度，红光的脉动起伏比红外光小，即红光的光强信号的交流分量要小于红外光的光强信号的交流分量。如果简单地对信号进行放大，很会出现整个信号己经达到饱和，而交流分量仍不能充分的放大。因此系统采

18、用了自动增益电路动态地调整红外光和红光的放大倍数，以适应红外光和红光两种光不同的交流分量。本文所用的自动增益调节电路是利用可调数字电位器 MAX5407 作为放大器的反馈电阻，通过 LPC2131 的 I/O 口来控制电位器的阻值，从而使不同的信号得到合适的放大倍数。具体的电路图如下图 1-7 所示。电路中选用的数字电位器是美信公司生产的 MAX5407 芯片。MAX5407 是 32 级对数变化的数字电位器，每级间隔 1 dB。它是由电阻串和 COMS 开关组成，通过 2总线串行接口进行数字控制。该器件具有机械电位器相同的功能，其端到端阻抗为固定的 20 K，特有的过零检测功能，尽量减小了级

19、间转换中引起的音频噪声。MAX5407 有节省空间的 8 引脚 SOT23 封装，保证-40 至+85 的工作温度范围。图1-7 自动增益控制电路图MAX5407包括有两种工作模式：一种是增加阻值的模式，另一种为减少阻值的模式。两种模式的应用时序图如图1-8和图1-9。经过滤波后的脉搏波信号的幅值较低，经过两级放大然后送入LPC2131的A/D模块进行采样，通过与采样得到的数据比较，利用LPC2131的两个I/O口控制数字电位器MAX5407的阻值，分别对三路脉搏波信号的幅度进行不同程度的放大，实现了对几路脉搏波信号增益的自动控制。图1-8 阻值增大模式时序图图1-9 阻值减小模式时序图1.4

20、.5 可控积分放大电路脉搏血氧信号经过自动增益控制电路后，抑制了基线漂移，能够得到较为平稳的信号。但由于组织对红外光和红光的吸收量相差很大，三路信号变化幅度还是相差较大，红外光脉冲信号的变化幅度比红光信号大得多。为了保证 A/D 的采样精度，需要对三路信号进行均衡放大，因此采用可控积分放大电路，电路图如图 1-10 所示。图 1-10 可控积分放大电路图电路输入输出关系可用积分公式表示：:其中ui表示输入电压，u0表示输出电压， 为积分时间，远远小于脉搏的周期，RC 为时间常数。积分放大电路的原理是，由 LPC2131 控制模拟开关 U2B 和 U2C 的导通和关断。当 LPC2131 的 P

21、1.1 端置高，P1.2 端置低，开关 U2B 导通，U2C断开，积分电容处于积分状态，光电容积脉搏波信号进行积分放大；当到达积分时间时，LPC2131 的 P1.1 端置低，P1.2 置高，开关 U2B 断开，开关 U2C 导通，积分电容 C10 放电。由于红光信号和红外光信号强度有差别，红光信号和红外光信号要采用不同的积分时间，红光信号的积分时间应当大于红外光信号的积分时间。LPC2131 在控制 P1.1 和 P1.2 端口时要保证两端口电平保持完全反向。1.4.6 隔直电路经过积分放大电路后的三路脉搏波信号得到了均衡放大。但是这时的脉搏波信号含有伏特级的直流分量信号和毫伏级的交流分量信

22、号，如果直接送入 A/D 采集模块进行采样，采样精度不高。因此还需要将脉搏波信号的直流分量成分滤去，为此采用截止频率是 0.1 Hz 的二阶巴特沃斯高通滤波器进行处理。二阶阻带衰减特性的斜率为40 dB/Dec，克服了一阶滤波器的阻带衰减过慢的缺点。其对应的电路图如 1-11 所示。经过高通滤波隔直电路后的信号再进行交流放大就可以作为计算血氧饱和度时所需的交流成分。图 1-11 隔直电路图1.4.7 电平抬升电路因为本系统的前置级电路是双电源供电，所以输出的脉搏血氧信号中含有负电压值，而 A/D 的输入量程是 0 V3.3 V，要求通道的输入必须是正值，因此用电平抬升电路使采集到的脉搏血氧信号

23、的基线电平整体抬高，使输出信号恒为正值。这样处理器在处理脉搏信号的时侯，就不至于丢失波形，能够做到完整的处理血氧信号。图 1-12 电平抬升电路图图 1-12 所示为本系统的电平抬升电路，用于抬升基线信号的电平。LPC2131 有一稳定的参考电压输出端V ref=2.5 V，电平抬升电路的参考电压选用该电压准确又方便。脉搏血氧信号经过两个 1:1 的分压电阻 R3、R4输入到运放负输入端中，通过调节滑动电阻器 R2 将基线电平抬升后输入到运放的正输入端，血氧信号的电平也随着基线信号电平的抬升而抬升。根据公式(1-10)(1-12)可知，被测信号平移 1 V。1.4.8 电源管理模块由于 50

24、Hz 的工频干扰信号对微弱信号的干扰影响非常大，如何减小信号噪声提高信噪比是整个系统设计的基础和关键，电源管理模块是系统设计的关键模块之一。本系统电源模块的设计原理图如图 1-13 所示。图1-13 电源模块原理图本系统采用+12 V 的蓄电池供电。采用电源转换芯片 LM7805 将+12 V电压转换为+5 V，为模拟电路提供正电源。为了给模拟电路提供负的电源，需要将+5 V 电压送入 DC-DC 转换器 MAX735，将+5 V 电压转为-5 V 电压。本系统处理器采用微处理器 LPC2131，能够满足系统的低功耗、低成本以及微型化的要求。微处理器 LPC2131 的供电电压是 3.3 V，

25、所以还需要将+5 V 电压转换成+3.3 V 电压。本系统采用的是 MIC5207-3.3BM5 电压转换芯片。电容 C5、C6、C8、C9 是用来改善芯片的瞬态响应及稳定性，起到滤波的作用。本系统用一个电容量较大电解电容并联了一个电容量较小的陶瓷电容，这时候大电容通低频，小电容通高频，起到了良好的滤波效果。如图 1-14 所示为系统采用的电压转换电路图。图 1-14 电压转换电路图1.5 数字电路设计1.5.1 ARM 处理器ARM(Advanced RISC Machines)公司是微处理器行业的一家知名的企业。1991 年 ARM 公司成立在英国剑桥，该公司设计了大量高性能、低功耗且价格

26、廉价的 RISC 处理器相关技术及软件，主要出售各种芯片设计技术的授权。采用 ARM 技术的知识产权(IP)核的微处理器，即 ARM 微处理器由于具有优异的体系结构及开放的平台，应用领域十分广泛，已遍及工业控制、消费电子产品、医疗设备、网络系数、蓝牙系统和通信系统等各类产品市场，ARM 微处理器的应用大约占据了所有 32 位 RISC 微处理器应用中 75以上的市场份额。ARM 系列的微处理器主要包括 ARM7 系列、ARM9 系列、ARM10 系列、StrongARM 系列、Inter 的 Xscale 系列和 SecurCore 系列。其中 ARM7 系列、ARM9 系列、ARM10 系列

27、都是通用的处理器系列，其余的系列由于具有独特的性能应用在相应的领域内。ARM7 系列的微处理器是 32 位 RISC处理器，由于其低功耗、价格低廉等优点，是 ARM 系列中最早得到广泛应用的处理器核。本系统选用基于 ARM7TDMI-S 内核的 LPC2131 芯片。LPC2131 微处理器具有以下特性：(1)小型LQP64封装；8 KB片内SRAM，32 KB片内Flash程序存储器，128位宽度接口/加速器能够实现高达60 MHz的操作频率；(2)通过片内boot装载程序可实现在系统编程/在应用编程(ISP/IAP)。单个的Flash扇区或者整片擦除时间为400 ms，256字节编程时间仅

28、为1 ms；(3)包含2个32位的定时器(带4路捕获通道和4路比较通道)，6路输出的PWM单元和看门狗；1个10位A/D转换器，提供总共6/14路模拟输入，每个通道转换时间低至2.44 s；(4)含多个串行接口，包括2个UART、SPI、2个高速I2C总线(400 Kb/s)和具有数据长度可变及缓冲作用功能的SSP；向量中断控制器(VIC)，可配置向量地址和优先级；包含9个边沿或者电平触发的外部中断引脚；(5) 空闲和掉电两种低功耗模式；可通过个别的使能/禁止外围功能和外围时钟分频达到优化功耗；单个电源供电，含有上电复位(POR)电路和掉电检测(BOD)电路，CPU的操作电压是3.0 V3.6

29、 V。(6)片内集成振荡器支持频率1 MHz30 MHz的外部晶体或者频率高达50MHz的外部时钟；通过一个可编程的片内PLL(设置时间100 s)可实现最大CPU操作频率60 MHz；(7)通过外部中断和掉电检测(BOD)电路,可从掉电模式中唤醒处理器；LPC2131内部功能结构图如图1-15所示：图1-15 LPC2131功能结构图1.5.2 LPC2131 最小系统设计LPC2131最小系统作为数据采集、处理、存储和通讯等的主控部分，由以下几部分组成：CPU、电源电路、时钟电路、系统复位电路以及方便调试的JATG接口。LPC2131最小系统框图如图1-16所示。LPC2131需要3.3

30、V电压的电源供电，前面电源电路模块的设计中已对其做了基本介绍。图1-16 LPC2131最小系统框图1.5.2.1 系统复位电路 任何处理器都必须有复位电路，主要用来完成系统的上电复位功能。为了调试程序，用户调试时系统应具有按键复位功能。由于 ARM 高运算速度、低功耗和低工作电压，使得 ARM 对电源的纹波干扰、时钟源的稳定性、瞬态响应以及电源监控的可靠性要求很高。图 1-17 复位电路本系统采用了电源监测芯片 CAT1025JI-30 可以提高系统的可靠性。电路原理图如 1-17 所示。CAT1025JI-30 带有 I2C 存储器，能够保证复位信号的稳定，从而提高系统可靠性。LPC213

31、1 的复位引脚与 CAT1025JI-30 的复位信号的输出端相连。特别注意在电路中上拉电阻和下拉电阻都是不能省去的。当按下复位键时，CAT1025JI-30 就会输出一个复位信号，使微处理器 LPC2131 复位。1.5.2.2 系统时钟电路 所有的微控制器都必须包含时钟信号才能够工作。主时钟用来提供芯片内部的晶振工作电路的工作脉冲。微控制器LPC2131自身带有内部晶体振荡器，也可使用外部的晶振，通过内部锁相环 (PLL)电路可倍频系统的时钟，不过由于CPU受最高频率的限制，倍频值一般都不高于6。PLL接收范围是10 MHz25 MHz的时钟频率，输入频率通过电流控制振荡器(CCO)可以倍

32、增到10 MHz60 MHz。本系统选用11.0592 MHz频率的有源晶振做为时钟源，系统工作时通过内部锁相环PLL设置系统时钟为44.2368 MHz。实时时钟DS1302芯片的工作时钟是频率32.768 KHz，可以提供年、月、日、时、分和秒等时间信息。应当注意保证正确的时钟信号且时钟信号无毛刺，还需尽量减小高次谐波的干扰，对系统稳定性特别重要。1.5.2.3 JTAG接口电路 为了方便程序的仿真和调试，控制处理器芯片的运行，本设计中预留了一个JTAG调试接口。JTAG是国际标准的测试协议，通过JTAG接口可以实现访问芯片内部的所有部件。本系统中采用ARM公司提出的标准20脚JTAG仿真

33、器，与LPC2131内置的JTAG调试接口相连接。电路如图1-18所示。RTCK引脚处接一个阻值是4.7 k的下拉电阻，使系统复位后LPC2131内部的JTAG接口立刻使能，可以直接进行JTAG的仿真调试。图 1-18 JTAG 接口电路1.5.2.4键盘模块电路 键盘模块可以实现人机对话，设置系统参数，控制系统运行。本系统中设计了三个按键，按键KEY1KEY3分别与LPC2131的P0.5P0.7管脚相连。其中KEY1键按下时，开始通过模数转换器进行脉搏血氧信号的采集，并在液晶上显示出波形。KEY2键按下，开始与上位机进行通信，通过串口把数据传到上位机上，进行更准确、详细的分析研究。KEY3

34、键用来清空NAND FLASH存储器存储的数据，以便于存放新的数据信息。因为目前系统所用的键盘数目很少，所以本系统采用了独立按键。1.5.3 信号采样模块信号采样模块的主要作用是将经过放大、滤波处理后的脉搏血氧模拟信号转换为数字信号，然后在处理器 LPC2131 中处理计算。本系统的信号采样模块核心是 LPC2131 内部集成的 A/D 转换器。LPC2131 内部具有一个逐次逼近式的 10 位模数转换器，内部结构如图 1-19 所示。10 位模数转换需要大于 2.44 s 的转换时间，具有一个或多个输入的突发转换模式。支持掉电模式，以节省功耗。由 VPB 时钟提供A/D 转换器的基本时钟，逐

35、步逼近转换所需的最大频率为 4.5 MHz，精度要求的转换需要 11 个时钟周期，通过软件设置转换器本身包含的可编程分频器，完全满足所需的时钟。触发转换有两种方式，定时器匹配信号和输入跳变两种。LPC2131 的输出是 10 位数字量，电压采样范围是 0VREF(通常为 3 V)。根据奈奎斯特采样定理，在模/数转换过程中，当采样频率 fs.max大于信号最高频率 fmax 的 2 倍时，即：fs.max=2fmax，则采样后的数字信号能够保留原始信号中信息完整性。脉搏血氧信号频率在 0.1 Hz40 Hz之间，本系统采样频率设置为 200，满足了采样要求。本系统用到了其中六路 AIN0AIN5

36、。图1-19 A/D电路通过设置寄存器 ADCR 可以确定 A/D 的工作模式。转换时钟来源于系统时钟 Fpclk，再设置预分频计数器确定 A/D 转换时钟。由 BURST 位确定A/D 的转换方式，当该位为 1 时，转换时钟以分频后的速率重复执行；当该位为 0 时，转换由软件控制，需要 11 个时钟才能完成。本系统选择了前者。采样结果存储在数据寄存器 ADDR 中，对信号进行处理计算显示出波形，当需要存储时可以放到 NAND FLASH 中永久存放，还可以根据需要通过串口传到 PC 机进行进一步处理。1.5.4 液晶显示电路液晶显示是人机交互的重要部分。本系统设计了液晶显示电路，用来实时的显

37、示测量结果和血氧容积波的波形。液晶显示器具有体积小、功耗低以及重量轻等优点，受到人们的普遍使用。液晶分为字符液晶、段式液晶和点阵式液晶三种。其中字符型液晶和段式液晶主要用来显示简单的字符或数字，点阵式液晶则可以显示出复杂甚至真彩色的图像。图1-20 液晶电路系统采用的液晶是图形点阵液晶RT240128A。该液晶由240128点阵组成，可以显示图形、数字和汉字。该液晶供电电压为+5 V，内部集成T6963C的液晶控制器，与微处理器接口简单，只需要普通的I/O口驱动即可，因此使用起来较为方便。在电路中使用LPC2131的I/O端口作为液晶的控制线和数据线。CE端口是液晶的选择信号；RD和WR分别是

38、液晶的读写控制信号；LED+和LED-为液晶背光电源。液晶V0端通过可变电阻来调节液晶显示的亮度。硬件连接采用I/O方式的8位并行数据通信，电路图如图1-20所示。1.5.5 FLASH 存储电路本系统设置的 A/D 转换器以 200 Hz 的采样率采集血氧数据，A/D 转换器是 10 位精度，转换一次的数据需要占用两个字节的存储空间。这样要连续记录几个小时的数据用 LPC2131 内部的存储器肯定不够，因此需要外扩存储器来保证大量信息的存储，且要求存储器掉电后不丢失数据。因此系统增加了 flash 存储器 AT45DB041 作为存储芯片存放采集的数据。AT45DB041 是 ATMEL 公

39、司生产的一种 SPI 串行 flash 存储器，该芯片具有读写速度快、容量大、外围电路少等优点，而且该芯片最低工作电压是 2.5 V，工作电流只有 4 mA，广泛应用在便携式等场合。AT45DB041 中按页存放数据，每页 264 字节，主存 2048 页，总容量为 4M 比特。存储在主存中的数据可以做到掉电不丢失数据。AT45DB041还有两个 264 字节容量的数据缓存，缓存可以暂存一些临时数据，也用作主存与外部数据交换时的缓冲区域。缓存读数据和写数据方便、迅速，但掉电数据会丢失。AT45DB041 兼容 TTL 和 CMOS 输入和输出，采用串行方式，读写迅速，从页到缓存的传输时间大约

40、80 s。AT45DBO41 通过片选管脚CS 使能，串行时钟 SCK 对读写进行控制，通过串行输入 SI 和串行输出 SO 进行数据写和读。微处理器的有效的指令起始于管脚CS 的下降沿，跟随相应 8 位的操作码和主存地址码或指定的缓存区地址。当管脚CS为低时，时钟管脚 SCK 控制操作码和主存地址码或指定的缓存地址通过SI 口的载入。所有的指令、数据和地址都是从高位开始传送。读缓存：通过不同的操作码可读取不同的缓存区，操作码 54 H 读缓存1，操作码 56 H 读缓存 2。读缓存时，8 位操作码后必须跟随 15 位任意码、9 位地址码和 8 位任意码。9 位地址码 BFA8-BFA0 为指

41、定要读取的首字节。在时钟 SCK 控制下，从 SI 口载入操作码、地址码和任意码。载入结束后，在时钟 SCK 控制下，就可以从 SO 读出缓存中的数据。读到缓存的末尾时设备将继续从缓存的开端重读。整个过程中CS 必须保持低电平，读缓存结束后，CS 管脚处从低到高的电平跳变使读操作终止。主存页向缓存的传送：数据可以从主存传到缓存 1 和缓存 2 中。格式为：8 位操作码+4 位保留位+11 位指定目的页的地址位+9 位任意码，在时钟 SCK 控制下从 SI 口载入。整个过程中CS 必须保持低电平，载入结束后，CS 管脚处检测到从低到高的电平跳变，数据即开始从主存页向缓存传送，数据传送过程状态寄存

42、器指示忙状态。写缓存：在时钟 SCK 控制下，8 位的操作码后跟随 15 位任意码和 9位指定了缓存中被写的首字节的地址码由 SI 载入，地址码输入完毕输入数据。CS 管脚处由低到高的电平跳变将结束写缓存操作。状态寄存器值读取：读状态寄存器的值用来确定设备的忙闲状态。寄存器的第 7 位指示忙闲状态，为 1 时设备处于空闲状态，可接收下一条指令；如果为 0 则表示设备忙。载入 8 位操作码 57 H 后，从 SO 上便可以读出状态寄存器的值。写保护：AT45DB041 芯片对主存的前 256 页具有写保护功能。当WP管脚低电平时，FLASH 禁上对主存的前 256 页写操作，但主存的其它页仍然可

43、以进行读写，并不会受影响。AT45DB041 的选择性写保护功能非常方便，用户可以将系统参数、身份信息和密码等重要数据存入主存的前 256页，并将WP置低，使处于写保护状态以保证不会被误擦除。同时，用户仍能对其它地址进行读写操作。如果将WP管脚悬空或接地，这时所有的主存页都可进行读写，FLASH 将不具备写保护的功能。复位：AT45DB041 采用低电平复位，当RESET 管脚出现低电平时芯片停止工作，当管脚电平被拉高后恢复正常工作。当接通电源时由于电压不稳定可能影响芯片的正常工作，所以应在系统开机后延时 10 ms 再对FLASH 进行操作。AT45DB041 外围电路非常简单，支持 SPI

44、 通信协议，所以本系统直接使用了微处理器内部的 SPI 模块与其进行直接通信，与微处理器的具体连接方法如图 1-21 所示。图1-21 FLASH电路1.5.6 串口通讯模块为了将微处理器采集到的血氧信号的数据发送到上位机上进行分析处理，采用了串行通信模块。串口通信是上位机常用的通信方式，使用非常方便。本系统使用的是RS232串口通讯，适用于带调制解调器或短距离时的通信场合。完成串行通信的功能只需要TXD，RXD和GND引脚即可，但是RS232标准定义的高、低电平信号和单片机所定义的高、低电平信号不一致，因此必须要进行电平转换。RS232标准采用的是负逻辑方式，标准逻辑0对应是+5 V+l5

45、V电平，标准逻辑1对应是-5 V-15 V电平，显然RS232驱动器和TTL电平连接时必须经过信号电平的转换两者才能进行通信。本系统采用美信公司的MAX3232芯片进行RS232的电平转换。MAX3232是3.3V电压供电，具有低功耗和高性能的优点。MAX3232收发器由于具有专有的低压差发送器输出级，可实现真正意义的RS-232性能。MAX3232仅需4个0.1 F外部小电荷泵电容。MAX3232能够确保在120 kbps数据速率下维持RS-232的输出电平。系统使用的是LPC2131的串口模块0，串口通信连接电路如图1-22所示。图1-22 串口通信电路1.5.7 实时时钟电路由于人体的生

46、理参数每时每刻都发生着变化，为了采集到带时标的数据信息，同时也可以保存一些认为重要的数据，方便医生和用户日后查看分析，本系统设计了实时时钟电路。实时时钟芯片主要是完成秒、分、时、日、周、月和年的计时，通过外部接口为 LPC2131 处理器提供日历和时钟。本系统采用了日常最常见的实时时钟芯片 DS1302。DS1302 是美国DALLAS 公司生产的一款高性能和低功耗实时时钟芯片，内含有一个实时时钟/日历和 31 字节的静态 RAM，可以通过串口与 ARM 等处理器通信，可为掉电保护电源提供充电的功能，不需要时也可以关闭充电功能。实时时钟/日历电路用来提供年、月、日、周、时、分和秒的信息，每个月

47、的天数和闰年的天数都可以自动调整， AM PM标志位可以选择采用 12 或 24小时时钟格式。采用普通的频率 32.768 KHz 的晶振。DS1302 与 LPC2131处理器之间采用同步的串行方式通信，仅需复位 RST、I/O 数据线、SCLK时钟线 3 根 I/O 线。每次可以读写 1 字节的数据或 31 字节的字符串，包含年、月、周、日、时、分和秒七个数据寄存器。DS1302 芯片工作时功耗很低，在保持数据和时钟信息时功耗小于 1 mW，但经常选用 0.1 F 以上的电容或小型的充电电池作为备用电源，以保证长时间的正常时钟。在输入8 位的控制指令字后，在下一个 SCLK 时钟的上升沿时

48、写入数据，数据的输入从低位开始。同样在控制指令字后，在下一个 SCLK 脉冲的下降沿时读出 DS1302 的数据，读出数据从低位 0 位到高位 7。DS1302 与微处理器的具体连接如图 1-23 所示。图1-23 DS1302电路二、系统软件设计2.1 系统简介及总体设计任何仪器在硬件设计完后，其功能的实现都是依靠软件部分来完成的。本章主要分成两个部分，第一部分是系统硬件部分的软件设计，第二部分是脉搏血氧信号数字去噪处理部分的软件设计。硬件部分的软件设计主要是基于 LPC2131 微处理器，对采集到的血氧信号进行自动增益控制，光源驱动时序设计，液晶显示，数据存储和与 PC 机通信等。在信号去

49、噪处理时，首先用移动平均算法对信号进行预处理，然后系统的介绍了 LMS 自适应滤波和小波变换的滤波原理和方法，并采用了基于小波变换的自适应滤波方法，实验表明此方法效果优于小波阈值滤波法。处理器部分的软件系统结构主要用来介绍用户程序的整体框架，其系统结构图如图 2-1 所示。图2-1 软件系统结构首先初始化 ARM 目标板，再进行软件运行环境初始化，这包括从 FLASH中将运行代码拷贝到 SDRAM 中运行，还包括建立中断向量表等，ARM 启动后运行键盘扫描模块，确定哪个模块需要运行，最后运行按键所对应的模块，各个模块的详细设计在后边介绍。2.2 软件开发平台简介本系统的软件设计平台是ADS(A

50、RM Developer Suite)开发环境，ADS集成开发环境软件是ARM公司的，它的成熟版本为ADS1.2。ADS包括了实时调试器；SIMULATOR； 应用函数库；C编译器四个模块。ADSl.2可以支持ARM10之前的ARM系列的微控制器，支持JTAG硬件仿真和软件模拟仿真调试。它的C编译器效率极高，支持汇编、C以及C+，因此可以使用C语言很方便的进行开发。ADS1.2提供了完整的WINDOWS界面开发环境，可以在Windows98、Windows200O、WindowsXP和RedHat Linux上运行。ADS1.2由6个部分组成，如表4.1所列。表2-1 开发环境ADS1.2的组

51、成部分使用ADS1.2开发环境开发应用程序时，需要根据硬件环境进行必要的配置，具体应完成如下的配置工作：(1)缺省的工程项目的设置：嵌入式应用软件开发初期，ADS1.2用户对目标硬件的一些参数指标，如有关外设、存储器地址分布等可能并不完全清楚。ADS1.2工具有自己的一套程序构建及调试的缺省设置，使用户可以做到在上述细节全部就绪前就可以进行软件开发。(2)根据目标环境进行C库函数裁减：嵌入式系统要使用具体的外设或硬件独立于主机环境的运行，包括C语言的重新定向，还包括在C语言库函数中是否禁用Semihotsting。(3)根据目标硬件来定制存储器的映射：ADS提供的缺省存储器映射一般不能满足实际

52、的嵌入式系统的要求。用户的目标硬件一般有多个存储器设备且位于不同的位置中，而且在程序装载和运行时可能还有着不同的配置。最典型的方法是可以采用文件的方式进行分散加载。用户一般直接操作的是CodeWarrior IDE集成开发环境和AXD调试器。AXD调试器为ARM扩展调试器，支持硬件仿真和软件仿真。AXD能够装载映像文件到目标内存，具有单步、断点、全速等功能。ADS1.2开发环境如图2-2。图2-2ADS1.2 开发环境2.3 LPC2131 的软件设计2.3.1 系统时序控制时序控制主要是通过微处理器LPC2131的定时器0来实现的，具有4路捕获、4路比较匹配与输出电路。由LPC2131的三个

53、I/O口控制三路发光二极管，使其产生100 Hz的脉冲信号，从而将脉搏血氧信号调制成为脉冲调幅波。脉冲信号的频率选定为工频50 Hz的整数倍可以降低工频干扰影响。当接通电源后LED闪烁时，模块正常工作；在LED均熄灭即暗光期，系统检测的是环境光和干扰信号，从红光和红外光中去除它们，便可以得到有用信号，提高了信噪比。图2-3为通过proteus软件仿真模拟的系统部分时序图。图2-3 仿真时序图2.3.2 液晶显示界面控制界面控制是整个软件的主程序。首先，主程序进入死循环中，在死循环中完成主界面的显示，然后CPU便进入休眠状态，进入低功耗模式，等待定时器的中断处理。定时器中断处理中扫描到有键按下时

54、，对按键进行相应的处理，退出低功耗模式，返回主程序并且显示相应的内容。图2-4为其软件流程图。图2-4 界面控制软件流程图编写液晶显示器的程序由两部分组成，第1部分是液晶的驱动子程序，如读数据、读状态、写指令和写数据子程序等。第2部分是应用子程序，如初始化程序、画点、画线、图形显示子程序、汉字显示子程序和清屏子程序等。本文采用以下的方法将测量得到的数据以曲线方式显示在LCD上：(1)将待显示的结果数据变换计算出其在LCD上横坐标X和纵坐标Y值。(2)将待显示点A和点B依次连成线。首先显示点A，再判断点A和点B的横坐标是否相邻。若两点横坐标相邻，再判断它们的纵坐标是否相邻。若点A和点B纵坐标相邻

55、，则显示点B。若点A和点B纵坐标不相邻，则根据点A的数据递增一列或递减一列显示，依次循环直到行数等于点B的行数；若点A和点B横坐标不相邻，在判断两点的纵坐标是否相邻。若两点纵坐标相邻，则根据点A数据递增一列或递减一列显示，依次循环直到列数等于点B的列数；若点A和点B纵坐标也不相同，需要在点A和点B两点间线性插入XB XA 1个点，这些点经过换算成坐标点后，按同样的方法依次进行显示，直到点B为止。图2-5为proteus仿真的液晶显示波形图。图2-5 波形仿真图2.3.3 串行通信控制串口通讯时结果数据为标准的TTL电平，波特率设置成19200，以1个起始位、8数据位、1停止位和奇校验的格式从串

56、口送出。每批数据为10个字节，每秒钟送出50批，包含血氧浓度、脉搏强度和当前脉率等信息。由串口将数据传到PC机上，通过LABVIEW软件显示波形。2.3.4 信号增益控制信号增益控制部分是整个系统中的关键部分。系统的增益控制是通过PWM脉宽调制实现的，其原理在第三章中自动增益控制电路中已做描述。这里给出LPC2131控制自动增益控制的软件流程图，如图2-6所示。首先，LPC2131对信号进行采样，然后通过移动平均处理后得到光滑的基线数据，然后基线值与所设定的阈值相比较，如果低于阈值则增加PWM脉宽调制信号的占空比，直到采样得到的基线数据大于等于设定的阈值为止。图2-6 自动增益控制流程图2.4

57、 数字信号处理2.4.1 光电容积脉搏波特征分析对脉搏波信号进行处理，需要先全面了解光电容积脉搏波的信号特征。光电容积脉搏波在时域的一般特性如下：(1)光电容积脉搏波具有动态范围很大的特点，其幅度因个体的不同差异很大，一般脉动量的变化范围可以达直流吸收量的 0.5%40%。(2)光电容积脉搏波相邻两波在上升支时间和幅度上一般不会产生突变，每相邻两波间上升时间的最大变化率不超过 30%，幅度的最大变化率不超过 40%。(3)由于心脏活动具有的机械特性，心脏在快速射血期后的一定时间内，不会出现下一次的快速射血活动，该时间大于 0.2 s。(4)光电容积脉搏波的大部分能量都集中在 0 Hz18 Hz

58、，所以对光电容积脉搏波应该进行带通滤波处理，在不改变脉搏波主成分的同时，尽量消除由低频分量和身体运动伪差造成的影响，还可以尽量消除电源和外界电磁场的干扰。2.4.2 移动平均处理移动平均算法常常被用于在重复出现的信号中提取有价值的部分，是从噪声中提取确定性信号的很常用的方法。人体血流是受心脏支配的脉动发生的周期性变化，这种变化必然会通过光电传感器反映到接收的光信号上，在微处理器LPC2131中我们对这三路带背景噪声的信号进行移动平均处理，然后通过公式计算得到人体的血氧饱和度。采用移动平均处理的目的主要是去除噪声的干扰，提高信号的信噪比。在血氧测量过程中，由于接收到的信号带有各种噪声干扰，如果只是简单的根据每个心动周期的最大和最小值来计算人体的血氧饱和度将会产生很大误差，因此对检测到的脉搏信号进行移动平均处理。本文每个采