使用新型msp430單片機(jī)單片脈搏血氧儀設(shè)計(jì)

1、<p><b>　　畢業(yè)設(shè)計(jì)（論文）</b></p><p>　　使用新型MSP430單片機(jī)單片脈搏血氧儀設(shè)計(jì)</p><p>　　2015年05月25日</p><p>　院 別計(jì)算機(jī)與通信工程學(xué)院</p><p>　專業(yè)名稱生物醫(yī)學(xué)工程</p><p>　班級(jí)學(xué)號(hào)5111126&

2、lt;/p><p>　學(xué)生姓名瞿佳楠</p><p>　指導(dǎo)教師賀忠海</p><p><b>　　摘 要</b></p><p>　　血氧飽和度是判別人體血液中的含氧量，是一個(gè)非常重要的生理指標(biāo)。脈搏血氧儀是一種無創(chuàng)、連續(xù)、方便的測(cè)量血氧飽和度的儀器，在各種醫(yī)療場(chǎng)所都有廣泛的應(yīng)用，尤其在家庭保健中起著越來越重要的作用

3、，因此低成本，高性能，低功耗的便攜式血氧儀的需求越來越高。</p><p>　　本文首先闡明血氧飽和度的研究意義和現(xiàn)狀及發(fā)展趨勢(shì)，通過有創(chuàng)與無創(chuàng)進(jìn)行對(duì)比，說明無創(chuàng)便攜式血氧儀的優(yōu)越性，其次介紹系統(tǒng)主要采取的數(shù)字信號(hào)處理技術(shù)及這種技術(shù)的優(yōu)越性。其次著重介紹無創(chuàng)血氧飽和度的測(cè)量理論基礎(chǔ)朗伯—比爾定律及分光度的測(cè)量。</p><p>　　本設(shè)計(jì)通過一個(gè)傳感探頭連接手指進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，然后將數(shù)據(jù)傳輸

4、到單片機(jī)進(jìn)行計(jì)算，最終于計(jì)算機(jī)終端顯示血氧飽和度。此便攜式血氧儀的高性能是通過一個(gè)完全模擬前端AFE4400，此器件包含一個(gè)具有集成模數(shù)轉(zhuǎn)換器的低噪聲接收器通道、一個(gè)LED發(fā)射器件。AFE4400具有針對(duì)傳感器以及LED故障的診斷功能，可進(jìn)行靈活的脈沖排序和定時(shí)控制，具有高動(dòng)態(tài)范圍的接收通道，13個(gè)無噪聲位，因此AFE4400適用于集成式故障檢測(cè)，如光電二極管和 LED 開路與短路的檢測(cè)，是一種適用于低成本血氧儀的模擬前端。</p

5、><p>　　關(guān)鍵詞：血氧飽和度，便攜式脈搏血氧儀，完全集成模擬前端</p><p><b>　　Abstract</b></p><p>　　Author：Qu Jianan Tutor：He Zhonghai</p><p>　　O

6、xygen saturation means oxygen levels in the blood which is a very important physiological indexes. Pulse oximeter is a noninvasive, continuous, convenient way to measure oxygen saturation instruments, in various medical

7、 products that have a wide range of applications, particularly playing an increasingly important role in family health care, and therefore low cost high-performance, portable oximeter increasing demand for low power cons

8、umption.</p><p>　　Firstly, to clarify the significance and status quo and development trend of oxygen saturation, invasive and noninvasive by comparing non-invasive portable oximeter described superiority Se

9、condly location system is mainly taken by digital signal processing technology and this technology sex. Secondly it focuses on non-invasive measurement of oxygen saturation of the theoretical basis of the Lambert - Beer

10、law and sub-photometric measurements.</p><p>　　This design is connected via a finger sensing probe to collect data, and then transfer the data to the microcontroller to calculate the final show oxygen satura

11、tion at a computer terminal. This portable oximeter performance is through a complete analog front end AFE4400, this device includes a low-noise receiver channel with integrated ADC, a LED emitting parts and diagnostic f

12、unctions for sensor and LED fault detection, can be flexible pulse sequencing and timing control with high dynamic range</p><p>　　Key Words: Oxygen saturation, pulse oximetry portable, fully integrated analo

13、g front end</p><p><b>　　目 錄</b></p><p><b>　　1緒論1</b></p><p>　　1.1血氧飽和度的研究意義1</p><p>　　1.2血氧儀的發(fā)展歷程2</p><p>　　1.3 血氧儀的研究現(xiàn)狀3<

14、;/p><p>　　1.4 本設(shè)計(jì)的研究意義及主要內(nèi)容4</p><p>　　2 脈搏血氧飽和度的測(cè)量原理和方法5</p><p>　　2.1光電測(cè)量原理5</p><p>　　2.1.1朗伯比爾定律及其應(yīng)用5</p><p>　　2.1.2血氧飽和度的測(cè)量原理6</p><p>　　2.

15、2光電容積脈搏波描記法8</p><p>　　2.2.1光電容積脈搏波8</p><p>　　2.2.2光電容積脈搏波描記法8</p><p>　　2.3傳統(tǒng)的血氧飽和度測(cè)量方法9</p><p>　　2.4改進(jìn)的血氧飽和度測(cè)量方法10</p><p>　　2.5誤差與干擾11</p><

16、;p>　　2.5.1環(huán)境光11</p><p>　　2.5.2個(gè)體的差異11</p><p>　　3系統(tǒng)的硬件設(shè)計(jì)13</p><p>　　3.1 傳統(tǒng)脈搏血氧儀測(cè)量系統(tǒng)13</p><p>　　3.2 總體方案的設(shè)計(jì)思想和系統(tǒng)框圖13</p><p>　　3.2.1ＭＣＵ的選擇14</p>

17、;<p>　　3.2.2探頭驅(qū)動(dòng)15</p><p>　　3.2.3信號(hào)檢側(cè)處理模塊16</p><p>　　3.2.4電源模塊20</p><p>　　3.2.5通信鏈接20</p><p>　　3.2.6 LCD顯示模塊22</p><p>　　4血氧模塊軟件設(shè)計(jì)23</p>

18、<p>　　4.1總體設(shè)計(jì)23</p><p>　　4.2發(fā)光二極管亮度控制程序24</p><p>　　4.3LCD控制程序24</p><p>　　4.4時(shí)序控制程序24</p><p>　　4.5按鍵程序設(shè)計(jì)25</p><p>　　4.6數(shù)值計(jì)算并顯示程序26</p>&l

19、t;p><b>　　結(jié) 論27</b></p><p><b>　　致 謝28</b></p><p><b>　　參考文獻(xiàn)29</b></p><p><b>　　附 錄30</b></p><p><b>　　

20、附錄A30</b></p><p><b>　　附錄B36</b></p><p><b>　　1緒論</b></p><p>　　1.1血氧飽和度的研究意義</p><p>　　人的新陳代謝必須有氧的參與，人類生命活動(dòng)的基礎(chǔ)是氧，血氧飽和度一個(gè)非常重要的生理指標(biāo)，被用來判別身體中的

21、含氧量。血液中只有含有較多的氧，生命才能存在。很多疾病都能導(dǎo)致人的含氧量的減小，特別是呼吸系統(tǒng)、循環(huán)系統(tǒng)方面的疾病。發(fā)病嚴(yán)重時(shí)還有可能會(huì)危及生命，其中缺氧是導(dǎo)致死亡的直接原因。</p><p>　　在人體中一共有四樣血紅蛋白：一種是氧合血紅蛋白（HbO2）、一種是脫氧血紅蛋白（Hb），一種是碳氧血紅蛋白(CoHb)，一種是高鐵血紅蛋白(MetHb)，其中能與氧氣發(fā)生反應(yīng)的是氧合血紅蛋白（HbO2）和脫氧血紅蛋白（

22、Hb），不與氧氣發(fā)生作用的是碳氧血紅蛋白(CoHb)和高鐵血紅蛋白(MetHb)。因而，可以用兩種方法表示血氧飽和度。一種稱為自然飽和度（SpO2），其計(jì)算方法是用血中氧化血紅蛋白的濃度比上所有血紅蛋白濃度。功能飽和度（SaO2）是另一種表示，不考慮碳氧血紅蛋白和高鐵血紅蛋白，只考慮氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白。血氧飽和度（SpO2）是循環(huán)系統(tǒng)中非常值得考慮的生理參數(shù)。碳氧血紅蛋白和高鐵血紅蛋白在人體血液中占有較小比例，因而功能性氧飽和度

23、（SaO2）在監(jiān)護(hù)中常常代替自然飽和度（SpO2）。</p><p><b>　　（1-1）</b></p><p>　　脈搏血氧儀所測(cè)的血氧飽和度一般為SaO2。目前脈搏血氧儀是一種測(cè)量人體血氧量的醫(yī)療方面的設(shè)備，已得到相當(dāng)大的普及。脈搏血氧儀是簡(jiǎn)單、方便、無創(chuàng)的實(shí)時(shí)測(cè)量，取代有創(chuàng)血壓測(cè)量方法。血氧飽和度能夠持續(xù)估計(jì)含氧量，使得它在快速連續(xù)的手術(shù)過程中提供血氧飽和度

24、信息，減少風(fēng)險(xiǎn)。在手術(shù)操作過程中，血氧儀能夠?qū)ρ躏柡投群托穆实攘繉?shí)時(shí)檢測(cè)，并在數(shù)值很低時(shí)叫出很大的警告聲。例如，當(dāng)?shù)脱跹Y發(fā)作時(shí)，能夠及早察覺，能夠減少手術(shù)麻醉和重癥病人的死亡率，降低手術(shù)中的死亡率和急癥病人的突然死亡。而在麻醉中,獨(dú)自使用脈搏血氧儀可降低五分之二以上的意外事故，同時(shí)使用二氧化碳監(jiān)測(cè)儀，則只不到剩下9%的意外事故。而對(duì)于新生兒來說，血氧儀也有非常大的作用，大多數(shù)處于相對(duì)低氧狀態(tài)，并且采血有一定的困難，因此無創(chuàng)式血氧測(cè)量

25、儀有很大作用，能夠減少對(duì)腦、眼、肺等器官的傷害，起到氣道處理及呼吸復(fù)蘇的效果。因此血氧儀對(duì)于任何因素造成的血氧偏低，可以及時(shí)發(fā)現(xiàn)，是非常有用的醫(yī)療檢測(cè)儀器。</p><p>　　隨著脈搏血氧儀的普及，特別是日常家庭保健和社區(qū)醫(yī)療的普及，因此對(duì)脈搏血氧儀關(guān)于低功耗、微型化、高性能的要求越來越迫切。本文將討論實(shí)現(xiàn)便攜式脈搏血氧儀實(shí)現(xiàn)低功耗、高性能的方法。</p><p>　　1.2血氧儀的發(fā)展

26、歷程</p><p>　　測(cè)量血氧飽和度有兩種方法：有創(chuàng)和無創(chuàng)。有創(chuàng)法是在采血后，使用血?dú)夥治鰞x。經(jīng)過電化學(xué)分析法后測(cè)量出血氧飽和度值，因?yàn)橛袆?chuàng)法必須進(jìn)行插管或插入動(dòng)脈，對(duì)人</p><p>　　有很大傷害，同時(shí)電化學(xué)分析是需要經(jīng)過一個(gè)很長過程，花費(fèi)代價(jià)很大，并且是間斷的監(jiān)測(cè)，然而電化學(xué)法能夠精確測(cè)出的血氧飽和度的值，因此在一些需要精準(zhǔn)的血氧飽和度值的地方，比如說深低溫停循環(huán)手術(shù)以及生產(chǎn)

27、過程中胎兒的監(jiān)測(cè)等。無創(chuàng)血氧飽和度測(cè)量的基礎(chǔ)光電檢測(cè)原理，光電檢測(cè)原理是檢測(cè)到的人體內(nèi)動(dòng)脈血量呈周期性變化是因?yàn)樾呐K的跳動(dòng)。因?yàn)镠b和HbO2吸收紅光和紅外光比率不同，而測(cè)量光電容積脈搏波導(dǎo)致的光吸收不一樣的量，然后，算得紅光和紅外光吸收率的比值，最終知道血氧飽和度。有創(chuàng)法給被監(jiān)測(cè)者帶來痛苦，且不能連續(xù)監(jiān)測(cè)，然而無創(chuàng)法安全可靠，能夠?qū)崟r(shí)連續(xù)測(cè)量，并且快速簡(jiǎn)單及沒有傷害，在臨床方面受到了很大的歡迎和普遍使用。</p><

28、;p>　　目前使用中的血氧儀都是無創(chuàng)式血氧儀，連續(xù)實(shí)時(shí)檢測(cè)人體的血氧飽和度的光學(xué)儀器?；诶什葼柖?，利用氧化血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的吸光系數(shù)隨波長改變的特性進(jìn)行計(jì)算而進(jìn)行的血氧儀為無創(chuàng)檢測(cè)血氧儀，而朗伯比爾定律描述的光傳播過程中與物質(zhì)濃度的關(guān)系。從19世紀(jì)開始，通過對(duì)氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的光譜特性的不同而來測(cè)量血氧飽和度，這種原理是比爾朗伯定律，到如今，這個(gè)朗伯比爾定律依然還是我們測(cè)量血氧儀的基礎(chǔ)理論。在1932 年，兩

29、位科學(xué)家尼科萊和克萊默發(fā)明了脈搏血氧儀和我們現(xiàn)在血氧飽和度有很大的相似之處。而在1935 年，Matthes 發(fā)明了雙波長的血氧測(cè)量耳部的探頭，這個(gè)探頭第一次成功的測(cè)量血氧飽和度，然而這種測(cè)量方法有一個(gè)巨大的缺陷即測(cè)量過程緩慢，且每次用前都要重新校準(zhǔn)，同時(shí)這個(gè)探頭對(duì)動(dòng)脈血和靜脈血不能明顯分辨。1942，在這基礎(chǔ)上結(jié)合探針加入加熱功能的耳勺，他在空中使用血氧儀對(duì)飛行員的血氧飽和度測(cè)量。7年后，Wood更是將耳朵處的學(xué)全部擠走，這樣他就可以

30、獲得絕對(duì)零點(diǎn)，然后用他 發(fā)明的脈搏血氧儀來測(cè)量血氧飽和度，這個(gè)血氧儀需要很穩(wěn)定的光源，同時(shí)每次使用前都需要進(jìn)行細(xì)致的調(diào)整，雖然它有很大的</p><p>　　1.3 血氧儀的研究現(xiàn)狀</p><p>　　近幾年來一種指套式脈搏血氧儀在歐美等國家出現(xiàn)，這種血氧儀體積較小，并且可以進(jìn)行24小時(shí)實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)，在此基礎(chǔ)上，又出現(xiàn)了一種可以進(jìn)行無線傳輸?shù)难鮾x，并且在抗干擾方面也有很大進(jìn)展，在血氧儀的研

31、發(fā)上遠(yuǎn)遠(yuǎn)領(lǐng)先。比如說歐洲的一些國家：英國、德國、荷蘭等在血氧儀方面有很大的科研成果。而在我們亞洲，只有日本這個(gè)國家在血氧儀這方面有一些成果。雖然在中國，有很多大學(xué)和科研院所都在搞血氧儀的研究，在公司這一塊，北京的邁創(chuàng)通元電子儀器有限公司在血氧儀的研發(fā)方面有很大進(jìn)展，比如說全功能血氧測(cè)試儀,這是醫(yī)療器械這行業(yè)內(nèi)第一個(gè)自己研發(fā)的探頭分析儀,而且可以用光學(xué)模擬手指，能夠單獨(dú)全面的測(cè)試血氧儀和血氧探頭的功能。上海鴻聯(lián)醫(yī)療器械開發(fā)有限公司，其多參

32、數(shù)監(jiān)護(hù)儀的輸出，在一個(gè)學(xué)校，東南大學(xué)開發(fā)的無創(chuàng)血氧飽和度監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，中國醫(yī)學(xué)科學(xué)院和協(xié)和醫(yī)科大學(xué)共同發(fā)明了基于反射的血氧儀，以及基于自體反搏的心功能檢測(cè)治療儀和和數(shù)字式脈搏血氧飽和度測(cè)量系統(tǒng)，從這些工具的設(shè)計(jì)，大部分的設(shè)計(jì)已接近或達(dá)到國際水平。然而從總體來看，我們國內(nèi)研制血氧測(cè)量儀的人不是很多,同時(shí)國內(nèi)研發(fā)的的脈搏血氧儀從精準(zhǔn)度、抗干擾性、穩(wěn)定性、可重復(fù)性等方面處處不如國</p><p>　　近年來，由于市場(chǎng)的需要

33、，便攜式無線血氧監(jiān)測(cè)逐漸取代了有線血氧儀。數(shù)字探頭光學(xué)頻率轉(zhuǎn)換器的出現(xiàn)，帶來了新的課題和研究方向的脈搏血氧儀。傳統(tǒng)的模擬探頭提供的是模擬信號(hào)，而基于光-頻率轉(zhuǎn)換器的數(shù)字探頭提供的是一定頻率占空比為50%的方波信號(hào)。模擬信號(hào)需要經(jīng)過預(yù)處理和放大后送AD采樣，然后由MCU作各種信號(hào)處理最終得出正確的測(cè)量結(jié)果，而數(shù)字信號(hào)只需要對(duì)探頭輸出的信號(hào)頻率進(jìn)行分析和計(jì)數(shù)，然后進(jìn)行相應(yīng)的數(shù)字信號(hào)處理即可。可以很明顯看出，基于模擬探頭的血氧儀需要更多的硬件

34、元器件和系統(tǒng)開銷，其功耗和體積都比較大，而基于數(shù)字探頭的血氧儀則在低功耗和微型化方面具有先天的優(yōu)勢(shì)，但是數(shù)字探頭對(duì)傳統(tǒng)的信號(hào)采集和分析理論又是一個(gè)挑戰(zhàn)，需要用全新的信號(hào)分析方法去處理信號(hào)。</p><p>　　1.4 本設(shè)計(jì)的研究意義及主要內(nèi)容</p><p>　　過去的脈搏血氧儀選用的是過去的血氧飽和度測(cè)量方式。傳統(tǒng)血氧儀的測(cè)量原理是近似估記出來的，所以這樣會(huì)給最終結(jié)果帶來一定的誤差，而

35、且傳統(tǒng)的脈搏血氧儀硬件電路復(fù)雜，系統(tǒng)的穩(wěn)定性和精確度有很大誤差。</p><p>　　本設(shè)計(jì)主要采用動(dòng)態(tài)光譜方法進(jìn)行脈搏血氧的測(cè)定，并且使用集成電路和微處理器，采用數(shù)字信號(hào)處理技術(shù)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理，所以能夠得到實(shí)時(shí)準(zhǔn)確的的血氧飽和度的值。</p><p><b>　　本文主要內(nèi)容如下：</b></p><p>　?。?）首先闡明了血氧飽和度的重要意

36、義。通過查閱大量的文獻(xiàn)資料，說明了無創(chuàng)測(cè)量法的理論基礎(chǔ)，朗伯比爾定律，光電測(cè)量原理和容積脈搏波描記法。</p><p>　?。?）主要介紹血氧儀的硬件設(shè)計(jì)。從各個(gè)模塊進(jìn)行詳細(xì)描述，并且以原理圖的形式進(jìn)行直觀說明，主要對(duì)硬件的優(yōu)勢(shì)進(jìn)行闡述。</p><p>　　（3）主要介紹血氧儀的軟件設(shè)計(jì)，包括定時(shí)器設(shè)置、串口設(shè)置、AD轉(zhuǎn)換設(shè)置、初始化設(shè)置、檢測(cè)設(shè)置、顯示設(shè)置、按鍵設(shè)置等。全部軟件體系達(dá)成

37、了數(shù)據(jù)的收集與傳輸、算法設(shè)計(jì)等簡(jiǎn)化了運(yùn)算進(jìn)程。</p><p>　?。?）對(duì)全文進(jìn)行總結(jié)。</p><p>　　2 脈搏血氧飽和度的測(cè)量原理和方法</p><p>　　脈搏血氧飽和度的檢測(cè)有兩個(gè)基本原理,一個(gè)是光電測(cè)量原理,Hb和HbO2對(duì)特定波長的光的吸收不具有相同性，即吸光率不同;二是容積脈搏波描記法（PPG),心臟的周期性收縮舒張產(chǎn)生的動(dòng)脈血的變化。</

38、p><p><b>　　2.1光電測(cè)量原理</b></p><p>　　光電測(cè)量理論基礎(chǔ)主要根據(jù)為朗伯比爾定律,利用組織對(duì)特定頻率光的吸收特性來獲取組織代謝的有用信息，也就是說在波長一定后血液的吸光度與血液的濃度成正比，所以只要測(cè)得吸光度就能得到血液的濃度。</p><p>　　2.1.1朗伯比爾定律及其應(yīng)用</p><p>

39、;　　(1) 朗伯比爾定律</p><p>　　由朗伯比爾定律可知，透射光強(qiáng)與入射光強(qiáng)的關(guān)系為</p><p><b>　?。?-1）</b></p><p>　　我們用字母代替參數(shù)，其中吸光度為A，入射光的強(qiáng)度是I0，透射光的強(qiáng)度為I，吸光系數(shù)是k，溶液的濃度是C，d是光程。但是朗伯比爾定律的前提為：</p><p>

40、　?。?）入射光為單色光</p><p>　　（2）吸收過程中物質(zhì)沒有相互作用</p><p>　?。?）只考慮吸收過程當(dāng)中的輻射作用,不考慮散射、熒光及光化學(xué)等作用。</p><p>　　(2)朗伯比爾定律的應(yīng)用</p><p>　　1.單一組織成分的測(cè)定</p><p>　　單一的組織成分就是解只有一種成分，或在溶

41、液中的溶液成分的最大吸收波長的最大吸收波長是不被其他物質(zhì)在最大。在這種情況下,我們首先能夠繪制一張準(zhǔn)備測(cè)量的物質(zhì)的吸收曲線圖,然后在最大吸收波長λmax處進(jìn)行測(cè)量。我們所采用的方法多為標(biāo)準(zhǔn)曲線法。在這種情況下,我們首先能夠繪制一張準(zhǔn)備測(cè)量的物質(zhì)的吸收曲線圖,然后在最大吸收波長λmax處進(jìn)行測(cè)量。我們所采用的方法多為標(biāo)準(zhǔn)曲線法。</p><p>　　2.多種組織成分的測(cè)定</p><p>　

42、　(1)如果成分中每種物質(zhì)的吸光的吸收曲線沒有堆疊,可以單獨(dú)的在每種物質(zhì)的最大吸收波長λmax處測(cè)定,這種方法和單一組織成分測(cè)定的方法一樣。</p><p>　　(2)如果成分中每種物質(zhì)的吸收曲線有一定交界，我們可以根據(jù)吸光度可以相加的原理,也就是說含有多種成分的溶液，在一個(gè)特定波長處測(cè)得的吸光度為每種的吸光度的相加,此時(shí)我們可以列方程組來計(jì)算結(jié)果。假設(shè)有兩種成分a和b的混合溶液, 然后在a物質(zhì)和b物質(zhì)的最大吸收

43、波長λ1和λ2處,測(cè)量溶液的吸光度,此時(shí)再列方程組,我們就能知道溶液中每種物質(zhì)的濃度。所以在溶液中含有3種以上物質(zhì)時(shí),我們可以用類似方法進(jìn)行計(jì)算,然而物質(zhì)種類的越多,測(cè)量的誤差也會(huì)越來越大。</p><p>　　2.1.2血氧飽和度的測(cè)量原理</p><p>　　血氧飽和度的測(cè)量的基本是原理為朗伯比爾定律，當(dāng)入射光強(qiáng)是I0的光，,透射光的強(qiáng)度是I，波長為λ的光，透射光的公式如下：

44、 </p><p><b>　?。?-2）</b></p><p>　　其中,k1為氧合血紅蛋白的吸光系數(shù)，氧合血紅蛋白的濃度c1,脫氧血紅蛋白的吸光系數(shù)k2，脫氧血紅蛋白的濃度c2,血的光程為d。血的吸光度定義為：</p><p><b>　?。?-3）</b></p><p&g

45、t;　　氧飽和度SaO2是氧合血紅蛋白的濃度比上總的血紅蛋白濃度。即式子（1-1） </p><p>　　結(jié)合（2-3）可推：</p><p><b>　　（2-4）</b></p><p>　　根據(jù)上式,總的血紅蛋白濃度(c1+c2)及光路d可求得血氧飽和度。為了消除未知參數(shù),我們需要另一束波長為λ，的光。我們可得類似公式：

46、 （2-5）</p><p>　　將式(2-4)和(2-5)聯(lián)列,消去總的血紅蛋白濃度(c1+c2)及光路d,得:</p><p><b>　?。?-6）</b></p><p>　　其中吸光率 （2-7）<

47、;/p><p>　　為了簡(jiǎn)化上述公式，可已選擇兩種光交匯點(diǎn)出，即k1=k2,式子（2-6）可簡(jiǎn)化為：</p><p><b>　　（2-8）</b></p><p>　　其中A，B為常數(shù),可以從實(shí)驗(yàn)中獲得。從式子(2-8)可知,只要選擇一波長在氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的吸光系數(shù)曲線的交點(diǎn)處,可對(duì)這兩波長的吸光度的相比就可以得出血氧飽和度SaO2。

48、然而以上原理是只能應(yīng)用于動(dòng)脈中的血,而看不到靜脈血、脂肪、皮膚等組織可以吸收和散射可見光和紅外光。所以在實(shí)際檢測(cè)血氧飽和度時(shí),還得引入下面的光電容積脈搏波描記法原理。</p><p>　　圖2-1血紅蛋白吸收曲線圖</p><p>　　氧合血紅蛋白對(duì)光的吸收系數(shù)與脫氧血紅蛋白對(duì)光的吸收系數(shù)存在很大的差距，并且同一種蛋白對(duì)不同波長的光吸收系數(shù)也不一樣。在紅光譜區(qū)脫氧血紅蛋白的吸光系數(shù)遠(yuǎn)比氧合

49、血紅蛋白的大,在紅外光譜區(qū)脫氧血紅蛋白的吸收系數(shù)比氧合血紅蛋白的小。由圖中可知,等吸收點(diǎn)在波長在805nm處,即脫氧血紅蛋白的吸收系數(shù)與氧合血紅蛋白的吸收系數(shù)在此刻一樣。</p><p>　　2.2光電容積脈搏波描記法</p><p>　　2.2.1光電容積脈搏波</p><p>　　血氧飽和度的測(cè)量軟件一般提取和分析的信號(hào)是光電脈搏波，所以為了保證提取信號(hào)的精準(zhǔn)度

50、，我們需要對(duì)光電容積脈搏波充分了解。</p><p>　　光電容積脈搏波的波形圖，是由心周期性的收縮與舒張?jiān)斐裳軆?nèi)的血容量的變化。如圖2-4</p><p>　　圖 2-2 光電容積脈搏波形</p><p>　　AB：在心室快速射血期，血液大量流入動(dòng)脈血管。</p><p>　　BC：在心室緩慢射血期，此時(shí)流入動(dòng)脈中的血慢慢變少，因?yàn)殡x開動(dòng)

51、脈的血量多于進(jìn)入動(dòng)脈的血量，所以血管中的血量變小。</p><p>　　CD：在心室舒張期，動(dòng)脈中的血液向心室的方向逆流，室外壓大于室內(nèi)壓，造成動(dòng)脈瓣的關(guān)閉，逆流血液造成動(dòng)脈根部擴(kuò)張，同時(shí)因?yàn)殛P(guān)閉的主動(dòng)脈瓣，而遭到阻擋最終導(dǎo)致反折波的出現(xiàn)。</p><p>　　DE：在心室舒張后期，動(dòng)脈瓣打開，血液由動(dòng)脈向心室流去，動(dòng)脈中的血流減少。</p><p>　　2.2.2

52、光電容積脈搏波描記法</p><p>　　通常我們稱憑借光電手段，沒有創(chuàng)口的檢驗(yàn)測(cè)量在組織中血液體積的變化的方法為光電容積脈搏波描記法（PPG)。當(dāng)一束特定波長的光照射在指尖時(shí), 光電接收器接收透射過來的光或反射過來的光。光電接收器接收的光的強(qiáng)度減少，是因?yàn)楣馔ㄟ^皮膚、肌肉和其他組織以及血液而被吸收,，然而光通過動(dòng)脈血后的減少量是成周期性變化的,而光通過皮膚、肌肉和其他組織，以及靜脈血的減少量是固定的。這是因?yàn)閯?dòng)

53、脈血的容積在心臟的收縮、舒張下是周期性改變的。當(dāng)心臟在收縮狀態(tài)時(shí)血管中的血容量達(dá)到最大值,此時(shí)對(duì)光的吸收最多,所以光電接收器接收到的光的強(qiáng)度最小。而在心臟舒張時(shí),血管血容量最小, 光吸收量最少，光電接收器接收到的光的強(qiáng)度最大,總而言之，光電接收器所收到的光的強(qiáng)度是呈周期性變化主要原因?yàn)閯?dòng)脈中的血容量的周期性變化。光電接收器是將接收到的光的強(qiáng)度變化信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?hào),經(jīng)過ＭＣＵ處理后就可以獲得容積脈搏波,在圖2-2中，我們可以看到很多心血管

54、方面的信息，如心臟的搏功、血液的流通等。因?yàn)槲覀兯鶞y(cè)的容積脈搏波，一般測(cè)量的是分布在微血管當(dāng)中的血流,例如微動(dòng)脈、毛細(xì)血管等，所以測(cè)量到的波形中擁有很多微循環(huán)的生理病理信息，可以從中判斷</p><p>　　圖2-3 PPG信號(hào)光吸收示意圖</p><p>　　2.3傳統(tǒng)的血氧飽和度測(cè)量方法</p><p>　　根據(jù)上文基于朗伯比爾定律的光電測(cè)量理論和光電容積脈搏

55、波描記法理論,因?yàn)樾呐K收縮和舒張, 動(dòng)脈血管中的血液容積也隨之發(fā)生改變,因此動(dòng)脈血的光程d也隨之變化,最終動(dòng)脈血的透射光的強(qiáng)度也發(fā)生變化。因?yàn)閭鹘y(tǒng)的脈搏血氧飽和度的測(cè)量方法是把不是動(dòng)脈血的成分看成是吸收光強(qiáng)不隨時(shí)間而變化的，例如靜脈血、肌肉、骨骼、皮膚等,在真正測(cè)量過程中這些成分的光強(qiáng)以直流分量DC表示，而動(dòng)脈血的光強(qiáng)以交流分量AC表示。血氧飽和度的測(cè)量就是消除直流分量求出交流分量，并且再根據(jù)一系列算法，最終求出血氧飽和度。</p

56、><p>　　假設(shè)沒有因?yàn)樯⑸洹⒎瓷涞仍蚨鴮?dǎo)致的光強(qiáng)的減少,我們可以根據(jù)朗伯比爾定律,當(dāng)動(dòng)脈不搏動(dòng)時(shí),一個(gè)波長為λ入射光強(qiáng)為I0的單色光以垂直于指尖的角度照向指尖,則通過的透射光強(qiáng)為：</p><p><b>　?。?-9）</b></p><p>　　其中k1、c1分別為氧合血紅蛋白的吸光系數(shù)和濃度,k2、c2分別為脫氧血紅蛋白的吸光系數(shù)和濃度

57、,Q是靜脈血、肌肉、骨骼、皮膚的吸光率,d為血的光程。當(dāng)心臟收縮時(shí),血管舒張,動(dòng)脈光程增加了,透射光強(qiáng)由之前的IDC減少了IAC，而靜脈血、肌肉、骨骼、皮膚的吸光率Q不變,即不變，所以動(dòng)脈血的吸光度的變化為：</p><p><b>　?。?-10）</b></p><p>　　因?yàn)榻邮盏降耐干涔獾墓鈴?qiáng)中交流分量AC與直流分量DC的比值比百分之一還有小,所以我們可以近

58、似假設(shè)為：</p><p><b>　?。?-11）</b></p><p>　　傳統(tǒng)的血氧飽和度的測(cè)量方法具有較大誤差，首先是因?yàn)椴桓鴷r(shí)間而改變的光強(qiáng)度用直流分量DC表示，可是在真實(shí)測(cè)量過程當(dāng)中，直流分量DC受入射光強(qiáng)、探頭壓力和和個(gè)體差異（脂肪的厚度與其光學(xué)特性等）的影響，因此對(duì)產(chǎn)生了很大的誤差。其次實(shí)際測(cè)量結(jié)果中，交流分量與直流分量的比值在百分之一到百分之二的

59、范圍內(nèi)，所以測(cè)量結(jié)果只能達(dá)到10-2的精度。而最重要的是近似推導(dǎo)得到的，在理論上就存在著根本誤差。</p><p>　　2.4改進(jìn)的血氧飽和度測(cè)量方法</p><p>　　傳統(tǒng)的血氧飽和度測(cè)量基礎(chǔ)是朗伯比爾定律，然而人體情況復(fù)雜，由動(dòng)脈血、靜脈血、肌肉、骨骼、皮膚等成分構(gòu)成，將靜脈血、肌肉、骨骼、皮膚等吸光系數(shù)不隨脈動(dòng)而改變的量記為直流分量，而氧合血紅蛋白的濃度和脫氧血紅蛋白的濃度在動(dòng)脈血

60、中呈周期性變化，所以測(cè)得的信號(hào)強(qiáng)度也作周期性變化，把它稱為交流分量。然而肌肉、骨骼、皮膚等由于個(gè)體的差異和環(huán)境的變化而有很大的差別。</p><p>　　在實(shí)際的應(yīng)用中，我們可以通過計(jì)算得到R值，然后通過定標(biāo)檢驗(yàn)獲得R與SaO2的曲線圖。R值得公式為：</p><p><b>　?。?-12）</b></p><p>　　曲線圖如圖所示，例如當(dāng)

61、比率為1時(shí)，血氧飽和度值約85％。</p><p>　　圖2-4動(dòng)脈血氧飽和度和R值的關(guān)系圖</p><p><b>　　2.5誤差與干擾</b></p><p><b>　　2.5.1環(huán)境光</b></p><p>　　周圍存在環(huán)境光時(shí)會(huì)對(duì)電路產(chǎn)生很大影響，通常我們會(huì)采用光調(diào)制技術(shù)使光的強(qiáng)度、振幅

62、、頻率、相位等參數(shù)按照一定的規(guī)律變化，使調(diào)制后的光與環(huán)境光有不同的特征，從而與環(huán)境光區(qū)分開來。這種光調(diào)制就是把紅光和紅外光二極管在脈沖電路的控制下發(fā)射脈沖序列信號(hào)，再按時(shí)間進(jìn)行信號(hào)采樣，把得到的數(shù)據(jù)和設(shè)好的參數(shù)進(jìn)行對(duì)比，我們采樣的條件是信號(hào)最高次諧波頻率的2倍小于取樣頻率，然后經(jīng)過解調(diào)等各方面的處理就可以轉(zhuǎn)換為模擬信號(hào)。</p><p>　　2.5.2個(gè)體的差異</p><p><b

63、>　　1. 弱灌注</b></p><p>　　當(dāng)病人的脈搏過于微弱，血氧儀測(cè)量到的信號(hào)的交流分量非常小，即信噪比很低，這種情況下脈搏血氧儀測(cè)不出精準(zhǔn)的血氧飽和度的值，這是因?yàn)楫?dāng)交流分量與直流分量的比值小于千分之一是，R值得計(jì)算結(jié)果很不精確，血氧飽和度就不能正確得到。此時(shí)可以通過舍入誤差和提高分辨率的方法提高測(cè)量結(jié)果的精確度。舍入誤差是在計(jì)算R值時(shí)帶入更高的精度的數(shù)據(jù)，而提高分辨率是使用更大光強(qiáng)

64、的發(fā)光二極管和更加精準(zhǔn)的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。</p><p><b>　　2. 靜脈搏動(dòng)</b></p><p>　　目前所有的血氧儀都只把動(dòng)脈搏動(dòng)視為交流分量，實(shí)際上靜脈也有搏動(dòng)，我們不能區(qū)分靜動(dòng)脈，只是假設(shè)所有的交流分量來自于動(dòng)脈搏動(dòng)，然而我們?cè)谝粋€(gè)人的不同部位測(cè)量，所得的血氧值也是不一樣的。我們一般在測(cè)量血氧飽和度時(shí)選擇指尖，這是因?yàn)橹讣饩哂械膭?dòng)脈很多,而且指尖中的其他

65、組織成分消耗的氧氣較少,所以此時(shí)測(cè)得的血氧飽和度的值，我們一般直接看成動(dòng)脈血的血氧飽和度的值。</p><p><b>　　3系統(tǒng)的硬件設(shè)計(jì)</b></p><p>　　3.1 傳統(tǒng)脈搏血氧儀測(cè)量系統(tǒng)</p><p>　　傳統(tǒng)脈搏血氧儀測(cè)量系統(tǒng)在測(cè)量時(shí)在精準(zhǔn)度、穩(wěn)定性和重復(fù)性等方面有很大缺陷，除了上文所說在原理方面本身就存在著誤差之外，更是因?yàn)?/p>

66、它處理信號(hào)的方法有不足。傳統(tǒng)脈搏血氧儀測(cè)量系統(tǒng)對(duì)信號(hào)的分析與處理一般是通過復(fù)雜的模擬電路來實(shí)現(xiàn)的，該模擬電路包括信號(hào)的采集，前置放大和基線調(diào)節(jié)，增益調(diào)節(jié)，濾波電路，模數(shù)轉(zhuǎn)化，交直流分流等操作。這樣的電路設(shè)計(jì)提高了設(shè)計(jì)者的設(shè)計(jì)難度，而且血氧儀的體積和成本也會(huì)大大增加，更重要的是系統(tǒng)的誤差和功耗也會(huì)增加。</p><p>　　3.2 總體方案的設(shè)計(jì)思想和系統(tǒng)框圖</p><p>　　硬件設(shè)計(jì)包

67、括外圍探頭520-1011N，微處理器MSP430F5529，顯示屏LCD，完全模擬前端AFE4490，RS232通信模塊，USB接口通信模塊等。圖3-1為硬件系統(tǒng)框圖</p><p><b>　　圖3-1系統(tǒng)結(jié)構(gòu)圖</b></p><p>　　我們?cè)谑褂妹}搏血氧儀時(shí),首先一邊將MSP43OF5529定時(shí)向光源驅(qū)動(dòng)模塊發(fā)送一個(gè)探測(cè)信號(hào)，一邊將光敏二極管所接收到得透射波

68、的光強(qiáng)信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)，通過檢測(cè)的值來判斷手指是否放入。這個(gè)數(shù)值不是隨便得出的，而是通過實(shí)驗(yàn)測(cè)出的。當(dāng)發(fā)現(xiàn)到手指沒有放入探頭內(nèi)，則等待下一次的測(cè)量,利用這種方式可以降低能量損耗。而當(dāng)發(fā)現(xiàn)有手指放入后我們則開始測(cè)量。</p><p>　　在進(jìn)行測(cè)量時(shí)，我們選擇的指尖的位置，探頭包括兩個(gè)發(fā)光二級(jí)管，一個(gè)紅色LED發(fā)出的可見光，和其他發(fā)射紅外LED。MCU按時(shí)序輸出兩個(gè)周期性的脈沖信號(hào)，通過AFE驅(qū)動(dòng)發(fā)射可見紅光的LED和

69、發(fā)射紅外光的LED，而發(fā)出的兩列光經(jīng)過指尖衰減，經(jīng)過調(diào)制后被轉(zhuǎn)換器吸收，轉(zhuǎn)換為與光的強(qiáng)度成比率的脈沖信號(hào)，然后將此信號(hào)傳至MCU的I/O口。MCU對(duì)此信號(hào)進(jìn)行累計(jì)計(jì)時(shí)和計(jì)數(shù)主要靠內(nèi)部的時(shí)鐘和計(jì)時(shí)器。MCU依靠檢測(cè)到的光脈沖周期和波動(dòng)量來求得直流分量DC和交流分量AC，根據(jù)容積脈搏波數(shù)據(jù)，血氧儀可以測(cè)出脈搏血氧飽和度及心率值并把結(jié)果發(fā)送到LCD顯示。</p><p>　　兩個(gè)LED燈以500次每秒時(shí)分復(fù)用，因此兩個(gè)

70、的LED燈交替激活PIN二極管。PIN 二極管發(fā)出的信號(hào)經(jīng)過OA0和OA1兩個(gè)運(yùn)算放大器進(jìn)行放大。經(jīng)過兩個(gè)運(yùn)算放大器而輸出的信號(hào)被ADC12 采樣，然后被正確排序，MCU再分開紅外光和紅光這兩個(gè)成分。SaO2的值和心率值在LCD上進(jìn)行讀出。實(shí)時(shí)采樣數(shù)據(jù)也通過RS232傳輸?shù)絇C。一個(gè)單獨(dú)的PC軟件顯示這些數(shù)據(jù)的圖形跟蹤。</p><p>　　3.2.1ＭＣＵ的選擇 </p><p&g

71、t;　　我們選擇的微處理器為德州儀器MSP430系列,這個(gè)系列是具有低功耗模式,因此電池的壽命有很大延長，所以使用MSP430為微處理器的血氧儀很多。其中我們選擇的微處理器為MSP430F5529，這個(gè)芯片具有高度集成的USB層，并且支持USB 2.0。同時(shí)，該芯片具有一個(gè)12位的模數(shù)轉(zhuǎn)換器,四個(gè)16位的定時(shí)器，2個(gè)通用串行通信接(USCI)。此外還有硬件乘法器、DMA、63個(gè)I / O口線等模塊而且還可以實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)的時(shí)鐘模塊與警告等功能

72、。</p><p>　　MSP430的中央處理器是16位的RISC結(jié)構(gòu)，非常高效。一共有十一種尋址模式的操作指令。其中包括七個(gè)源操作數(shù)和四個(gè)目的操作數(shù)的尋址模式。該處理器能夠提供的16個(gè)寄存器，所以能夠減少指令執(zhí)行的時(shí)間。而寄存器到寄存器的執(zhí)行時(shí)間為一個(gè)時(shí)鐘周期。R0、R1、R2、R3這四個(gè)寄存器為專門的程序計(jì)數(shù)器、狀態(tài)寄存器、堆棧指針寄存器、常數(shù)發(fā)生器，而其他的寄存器為通用型寄存器。我們由外接器件到處理器時(shí)經(jīng)過

73、數(shù)據(jù)地址控制總線。MSP430有一個(gè)高耗能模式和六個(gè)低耗能模式，這幾種模式都可自己選擇。MSP430的內(nèi)存RAM分為多個(gè)區(qū)，而每一個(gè)獨(dú)立的區(qū)都能夠獨(dú)自關(guān)上來防止數(shù)據(jù)的丟失。同時(shí)處理器擁有8個(gè)8位的I / O端口，分別為P1、P2、P3、P4、P5、P6、P7、P8。并且全部的I / O位都是獨(dú)立編程，所以這個(gè)處理器能夠進(jìn)行各種組合的輸入、輸出和中斷，且所有端口的上拉和下拉都是編程控制的，總的來說P1到P8端口都具有編程驅(qū)動(dòng)的可能。<

74、;/p><p>　　MSP430F5529有80個(gè)引腳，體積較小,適合微型化設(shè)計(jì)，并且具有高性能、低功耗、高性價(jià)比,所以很適合作為便攜式脈搏血氧儀的MCU。</p><p><b>　　3.2.2探頭驅(qū)動(dòng)</b></p><p>　　探頭驅(qū)動(dòng)有LED驅(qū)動(dòng)電路和探頭520-1011N。有兩個(gè) LED 燈，一個(gè)LED燈發(fā)出可見紅光，另一個(gè)發(fā)出紅外光。這

75、兩個(gè) LED 被背對(duì)背放置在 Nellcor 兼容探頭的電路中。使用一個(gè) H 橋來打開兩個(gè)LED燈。從圖 2 我們可詳細(xì)了解該電路。通過Port 2.2 和 Port 2.3啟動(dòng)這個(gè)電路。通過 DAC0 控制 LED 的電流，繼而控制LED輸出的光。 這整個(gè)電路是時(shí)分復(fù)用的。在 MSP430FG437 中，內(nèi)部的 12 位 DAC0 通過 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。當(dāng)引腳5或引腳10被設(shè)置

76、低電平時(shí)則不能輸出 DAC0 信號(hào)，它。每一個(gè)晶體管的基極都設(shè)置一個(gè)下拉電阻，這樣當(dāng)該晶體管沒有被選擇時(shí)，該晶體管保持關(guān)上。</p><p>　　圖3-2為LED驅(qū)動(dòng)電路。</p><p>　　圖3-2 LED驅(qū)動(dòng)電路</p><p>　　TB1、TB2分別連接MCU的通用Ｉ/ O口P2.2和P2.3。這兩口是控制和啟動(dòng)發(fā)光二極管打開的。而九針插口DB9連接到DB9

77、.2、DB9.3。這個(gè)插口是和探頭520-1011N相連的。在程序運(yùn)行過程中,兩口TB1、TB2是以一段時(shí)間輪流輸出信號(hào),來驅(qū)動(dòng)紅光和紅外光發(fā)光二極管依此發(fā)亮。Tl和T2為NPN三極管，是用來檢驗(yàn)發(fā)光二極管的電流，其中DACO連接到基極ｂ1、ｂ2，DACO交叉配置MCU的引腳5和10。當(dāng)引腳5或10沒有當(dāng)選為輸出信號(hào)的引腳時(shí),一邊這些引腳會(huì)設(shè)置為高阻態(tài)，一邊在兩個(gè)三極管基極處添加的下拉電阻，使三極管在空閑時(shí)關(guān)閉,這樣可以減小誤差,降低功

78、耗。而P6.O為接收管的連接引腳，P6.2是MCU的連接引腳。P6.O、P6.2將收到的光強(qiáng)傳送到MCU。通過這些引腳來設(shè)置MSP430芯片中的DAC控制寄存器與12位的模數(shù)轉(zhuǎn)換電路連接。經(jīng)過這樣，我們可以檢查A/D轉(zhuǎn)化來檢查發(fā)光二級(jí)管的亮度是否合適,還能夠依靠調(diào)節(jié)P2.2和P2.3輸出的電流值以調(diào)節(jié)發(fā)光二極管的亮度，。發(fā)光二極管的亮度在信號(hào)采集和處理模塊可以控制透射光的信號(hào)在恰當(dāng)范圍內(nèi),對(duì)我們后續(xù)處理信號(hào)的處理有很大影響。</p

79、><p>　　探頭為Nellcor 兼容探頭 520-1011N。如圖3-3所示</p><p><b>　　圖3-3血氧探頭</b></p><p>　　這個(gè)探頭用起來十分容易，因?yàn)樗募蓚鞲衅髦挥惺种讣啄敲创?。探頭的輸入是一個(gè)D型9針連接器。夾式指套里包含發(fā)光二極管和光電接收器。只有將探頭插到相應(yīng)MCU的接口就可以使用。</p>

80、<p>　　3.2.3信號(hào)檢側(cè)處理模塊</p><p>　　信號(hào)檢測(cè)處理模塊包含：信號(hào)放大電路和LED光強(qiáng)控制電路，交流分量直流分量分離電路和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，還有數(shù)據(jù)采集和分析電路。在MSP430F5529內(nèi)部集成對(duì)微弱信號(hào)進(jìn)行放大模塊，對(duì)交流分量直流分量分離模塊和模數(shù)轉(zhuǎn)換，還有對(duì)數(shù)據(jù)采集和分析模塊。這些信號(hào)檢測(cè)處理模塊被集成在了芯片AFE4409上,我們可以僅通過編程即可控制相應(yīng)過程。</p&g

81、t;<p>　　圖3-4 AFE集成LED驅(qū)動(dòng)電路和光電二極管信號(hào)</p><p>　　TI的AFE4409，集成LED驅(qū)動(dòng)電路和光電二極管信號(hào)都調(diào)節(jié)電路在單個(gè)封裝中，這種新一代的AFE能夠驅(qū)動(dòng)LED的電流在使用H橋的配置能夠驅(qū)動(dòng)高達(dá)150毫安/腿部，具有短路保護(hù)。它們也可以增加動(dòng)態(tài)范圍大于105分貝并創(chuàng)建一個(gè)電流基準(zhǔn)獨(dú)立的紅外和紅色LED。</p><p>　　AFE440

82、9作為完全集成模擬前端 ，是很適用于血氧儀的。此芯片內(nèi)包含一個(gè)集成模數(shù)轉(zhuǎn)換器、一個(gè)發(fā)射部件，能夠針對(duì)傳感器以及發(fā)光二極管的故障進(jìn)行檢測(cè)診斷。而且這個(gè)芯片能夠配置定時(shí)控制器，使得人們能夠定時(shí)使用血氧儀。而且還擁有一個(gè)低抖動(dòng)時(shí)鐘。AFE4409通過 SPI? 接口與微控制器進(jìn)行通信。</p><p>　　AFE4409是緊湊型封裝，體積很小，只有6mm x6mm那么大。其工作溫度范圍較大，適應(yīng)范圍廣。它是超低功率（小

83、于4毫瓦），并具有可編程的TIA。所以AFE4409是高性能、低損耗的完全集成模擬前端，性價(jià)比較高的理想芯片。</p><p>　　(1)采樣和調(diào)整 PIN 二極管信號(hào)</p><p>　　光二極管從接收到的光中產(chǎn)生電流。電流信號(hào)通過一個(gè)跨阻放大器被放大。作為三個(gè)內(nèi)置的運(yùn)算放大器第一個(gè)，OA0的作用是放大該信號(hào)。由于電流信號(hào)很小，放大器具有低漂移電流是重要的。 </p>&l

84、t;p>　　從 OA0 輸出的信號(hào)是由較小的 AC 信號(hào)（峰值為10mV）和較大的直流信號(hào)（峰值為 1V）構(gòu)成 。 </p><p>　　較大的直流信號(hào)是由靜脈和其他組織造成的。該直流信號(hào)是 LED 發(fā)出的光的強(qiáng)度的一部分。</p><p>　　小的交流部分由動(dòng)脈和環(huán)境光引起的。 這部分信號(hào)需要被提取和放大。 </p><p>　　使用圖 2 的電路控制LED

85、 的電平來使 OA0 在預(yù)定范圍內(nèi)輸出。正常的紅色LED和紅外LED在預(yù)定的范圍內(nèi)單獨(dú)控制，所以這兩個(gè) LED 能夠輸出在一個(gè)小的范圍內(nèi)彼此匹配的光。 </p><p>　　并對(duì)OA0輸出交流部分放大的提取是由二級(jí)OA1執(zhí)行。直流跟蹤濾波器提取出信號(hào)中的直流部分，同時(shí)把它作為 OA1 的偏移進(jìn)行輸入，因?yàn)?OA1 是用來放大它識(shí)別的兩個(gè)終端信號(hào)之間的差值，是以最終濾除了直流信號(hào)，而交流部分被放大。 </p&

86、gt;<p>　　在OA1偏移也放大并添加到輸出信號(hào)。這需要被過濾掉以后。</p><p>　　(2)硬件的時(shí)分復(fù)用</p><p>　　Timer A 作為一個(gè)定時(shí)器來控制復(fù)用序列和自動(dòng)啟動(dòng)ADC轉(zhuǎn)換。 </p><p>　　中斷了 CCR0之后，初始化一個(gè)新的 LED 序列同時(shí)進(jìn)行下面操作： </p><p>　　?DAC1

87、2OPS 作為DAC12_0的控制位，進(jìn)行置位或清零是看哪一個(gè)LED被啟動(dòng)。端口2被設(shè)置來點(diǎn)亮相應(yīng)的LED。 </p><p>　　? DAC12_0 重新設(shè)置一個(gè)符合相應(yīng)的光強(qiáng)水平的新值 </p><p>　　? DAC12_1 是設(shè)置輸出對(duì)某個(gè)特定 LED 的直流跟蹤濾波器 </p><p>　　注意其中 OA1 加大 了OA0 OUT 和 DAC12_1 間的

88、差距。 </p><p>　　隨著可見光 LED 的強(qiáng)度被調(diào)整，當(dāng)兩個(gè) LED 的 OA0 輸出相同數(shù)值時(shí)而DAC12_1 信號(hào)會(huì)變?yōu)橐粭l直線。 </p><p>　　ADC 轉(zhuǎn)換被自動(dòng)觸發(fā)。它采樣兩個(gè)，其中一個(gè)為針對(duì)直流跟蹤的 OA0的 輸出，另一個(gè)為 OA1的輸出，根據(jù)這兩個(gè)輸出來計(jì)算心率和含氧飽和度。通過設(shè)置 ADC 控制寄存器中的 MSC 位，利用里面的采樣計(jì)時(shí)器順位采樣這兩個(gè)輸出

89、。 </p><p>　　為了節(jié)省電力，中斷可以在ADC轉(zhuǎn)換的單片機(jī)來完成的過程中產(chǎn)生的，通過清除dac12_0告訴LED關(guān)閉。</p><p>　　(3)交流部分的信號(hào)調(diào)節(jié)</p><p>　　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。因此每個(gè) LED 信號(hào)以 500 sps 速率被采樣。 <

90、/p><p>　　OA1 輸出采樣必須去掉直流分量。因?yàn)樗璧慕刂诡l率極其低，所以在這里不能使用高通數(shù)字濾波器 。取而代之的是一個(gè) IIR 濾波器被用來跟蹤直流電平。然后直流被從輸入信號(hào)中減去來得到最終的交流數(shù)字信號(hào)。 </p><p>　　采樣的信號(hào)被數(shù)字濾波來去掉 50Hz 和以上的環(huán)境噪聲。 一個(gè)轉(zhuǎn)折頻率為 6Hz 和在 50Hz及以上頻率有-50dB 衰減的低通 FIR 濾波器被采用。

91、 </p><p>　　在這個(gè)階段，信號(hào)類似于通過動(dòng)脈的心跳脈沖。</p><p>　　(4)直流跟蹤濾波器</p><p>　　直流跟蹤濾波器的新的輸出值是由上次輸出值加上此時(shí)的輸入值與上次輸出值的差中的一小部分構(gòu)成的。 所以即使輸入有一個(gè)階躍性的變化，在一段時(shí)間后輸出值與輸入值相同。 而變化率由系數(shù) K 決定。 K 通過實(shí)驗(yàn)得到。 </p>&l

92、t;p>　　所以當(dāng)輸入電流有交流部分和直流部分兩個(gè)部分構(gòu)成， 系數(shù) K 會(huì)相當(dāng)小來產(chǎn)生相對(duì)于交流部分頻率的時(shí)間常數(shù)。一段時(shí)間以后，交流部分在累加過程中消除，直流部分被輸出。 </p><p>　　為了保證有充足的動(dòng)態(tài)范圍，計(jì)算在雙精度下完成，32 位。最終只有最有意義的 16 位被使用。</p><p><b>　　3.2.4電源模塊</b></p>

93、<p>　　MCU的運(yùn)行需要電源的支持，至少需要3V電壓,為了方便我們可以直接從電腦取電，所以我們將把USB接口的5V電壓經(jīng)過變壓芯片AS1117L的轉(zhuǎn)變?cè)龠M(jìn)行使用。ASlll7L變壓芯片是ALPHA半導(dǎo)體公司生產(chǎn)的一種耗能低的正電壓轉(zhuǎn)換器,它最大能輸出800mA的電流，所以很適合電池供電。并且ASlll7L的靜態(tài)工作電流和漏電壓很小，而且還會(huì)隨著電流的減小而減小，所以干擾較小。同時(shí)ASlll7L輸出波紋小的穩(wěn)態(tài)電壓，且外

94、接電路簡(jiǎn)單，性價(jià)比高。因?yàn)殡娫纯赡軙?huì)對(duì)MCU的信號(hào)處理有所干擾，所以在芯片引腳周圍放置濾波電容, 可以有效避免干擾，提高測(cè)量值的準(zhǔn)確性。</p><p>　　圖3-5 ASlll7L變壓模塊</p><p><b>　　3.2.5通信鏈接</b></p><p>　　MSP43OF5529芯片包含兩個(gè)引腳URXDO和UTXDO是能夠進(jìn)行異步傳輸

95、通訊的接口,然后通過RS232芯片和電腦進(jìn)行數(shù)據(jù)通信。我們所選取的能夠進(jìn)行電平轉(zhuǎn)換的RS232芯片是經(jīng)常使用于的串口通信的芯片。圖3－6是RS232將數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換后與電腦的串口連接。</p><p>　　圖3-6 RS232轉(zhuǎn)換與PC的串口連接</p><p>　　隨著USB接口的普及，我們使用芯片CP2102可以把RS232接口變?yōu)閁SB接口。CP2102芯片是一種高精度USB橋接控制器的一

96、個(gè)串口，USB常見的兩種通信方式通信接口UART異步通信模式，收據(jù)，接口轉(zhuǎn)換終端。因?yàn)樗饨釉骷钌?所以體積小，占著一小部分PCB板,所以它是RS232通信到USB通信最簡(jiǎn)單的辦法。CP2102芯片是由各種模塊集成而來，其中包括基于USB2.0協(xié)議的高速功能控制器、USB收發(fā)器、振蕩器、EEPROM、帶全雙工控制信號(hào)的異步串行數(shù)據(jù)總線(URAT)等，并且EEPROM可以用來記錄USB主機(jī)ID、產(chǎn)品信息等各種信息，并且RS232到US

97、B的轉(zhuǎn)換只需要將RS232芯片變?yōu)镃P2102芯片。此時(shí)USB不僅可以通信，還能連接電源。</p><p>　　圖3-7 ＵＳＢ通信</p><p>　　3.2.6 LCD顯示模塊</p><p>　　通常我們想要用LCD作為顯示模塊，必須額外設(shè)計(jì)對(duì)應(yīng)的液晶驅(qū)動(dòng)電路。然而MSP430F5529芯片內(nèi)部已經(jīng)包含LCD驅(qū)動(dòng)模塊,所以只要將買回的通用的LCD模塊，其中LC

98、D一048方便簡(jiǎn)單，只要將引腳與單片機(jī)對(duì)應(yīng)引腳相連，就能顯示數(shù)據(jù)。</p><p>　　圖3-8 LCD顯示</p><p><b>　　4血氧模塊軟件設(shè)計(jì)</b></p><p><b>　　4.1總體設(shè)計(jì)</b></p><p>　　前面一章我們從硬件部分的總體設(shè)計(jì)到每個(gè)模塊的設(shè)計(jì)，然而要讓系統(tǒng)

99、運(yùn)行出來，能測(cè)出血氧飽和度，還需要進(jìn)行軟件的設(shè)計(jì)。軟件的設(shè)計(jì)包括控制硬件系統(tǒng)的運(yùn)行以及對(duì)信號(hào)的采集與處理。而硬件控制包括了系統(tǒng)書序控制及每個(gè)模塊的控制。信號(hào)的采集與處理包括信號(hào)濾波放大等預(yù)處理及血氧飽和度的計(jì)算。軟件系統(tǒng)功能結(jié)構(gòu)框圖如4-1</p><p><b>　　圖4－1系統(tǒng)軟件</b></p><p>　　4.2發(fā)光二極管亮度控制程序</p>&

100、lt;p>　　當(dāng)脈搏血氧儀開始工作時(shí)，首先芯片開始初始化，即每個(gè)模塊設(shè)置初始值。出售完成后，系統(tǒng)開始循環(huán)檢測(cè),即系統(tǒng)按照一定的時(shí)間間隔探測(cè)手指是否放入探頭，如果接收到的透射光的強(qiáng)度超過已經(jīng)設(shè)置好的閥值，說明手指沒有放入探頭,即檢測(cè)沒有開始。此時(shí)系統(tǒng)就會(huì)關(guān)閉發(fā)光二極管停止測(cè)量,準(zhǔn)備下次定時(shí)器觸發(fā)。而當(dāng)檢測(cè)到有手指放入，我們還需要判斷接收到的透射光的強(qiáng)度在不在一個(gè)合適范圍內(nèi)。如果透射光的強(qiáng)度較小,需要用光控電路控制發(fā)光二級(jí)管變亮, 如

101、果透射光的強(qiáng)度較大, 需要用光控電路控制發(fā)光二級(jí)管變暗。調(diào)整發(fā)光二極管的強(qiáng)度的方法是先大略調(diào)再一點(diǎn)點(diǎn)調(diào)，直到發(fā)光二級(jí)管的發(fā)光強(qiáng)度最適合。得到合適的透射光強(qiáng)度后，系統(tǒng)開始正式循環(huán)采集。系統(tǒng)讓紅光二級(jí)管和紅外光二極管交替發(fā)光，然后對(duì)接收的信號(hào)進(jìn)行放大、濾波,模數(shù)轉(zhuǎn)換，分流出交流信號(hào)數(shù)字處理過后發(fā)送到MCU求出脈搏血氧飽和度和脈率的值,最后在LCD顯示。</p><p>　　一般的脈搏血氧儀的發(fā)光二極管只要一個(gè)固定的值

102、。如果當(dāng)遇到手指很粗或很細(xì)，接收到的信號(hào)就會(huì)因?yàn)檫^大或過小而不能進(jìn)行接下來的處理。本文的脈搏血氧儀可以通過MCU調(diào)節(jié)電流強(qiáng)度以調(diào)節(jié)發(fā)光二級(jí)管的亮暗,能夠靈活變化,使每一次的光強(qiáng)但是最合適的光強(qiáng)，所以我們就可以獲得很好的光敏信號(hào)，這對(duì)于后續(xù)的放大、濾波等處理都是很好的開端。</p><p>　　4.3LCD控制程序</p><p>　　當(dāng)脈搏血氧儀開始工作時(shí),MCU會(huì)對(duì)LCD開始初始化。LC

103、D的每個(gè)顯示引腳會(huì)被程序點(diǎn)亮。因?yàn)槲覀冇玫腖CD是段碼LCD,所以我們只需要提前確定每一個(gè)顯示字的值通過宏定義。因?yàn)槲覀冎灰@示數(shù)字,所以只需要確定十六進(jìn)制的16個(gè)數(shù)值。每當(dāng)要顯示某一個(gè)數(shù)字時(shí)直接通過宏定義送到顯示驅(qū)動(dòng)。系統(tǒng)會(huì)自動(dòng)顯示的數(shù)字。</p><p><b>　　4.4時(shí)序控制程序</b></p><p>　　系統(tǒng)的時(shí)序控制主要是通過MCU的通用定時(shí)器模塊Ti

104、merAO實(shí)現(xiàn)的。圖4-2</p><p>　　就是系統(tǒng)部分時(shí)序圖。</p><p>　　圖4-2系統(tǒng)部分時(shí)序圖</p><p>　　控制信號(hào)在中斷服務(wù)程序中設(shè)置的定時(shí)器中斷服務(wù)程序，使紅色發(fā)光管和紅外發(fā)光管發(fā)出交替控制發(fā)光強(qiáng)度。而系統(tǒng)的三級(jí)運(yùn)放電路則負(fù)責(zé)對(duì)采集的信號(hào)濾波放大分離,最終將所需的交流脈搏波信號(hào)值送單片機(jī)進(jìn)行計(jì)算。</p><p>

105、;<b>　　4.5按鍵程序設(shè)計(jì)</b></p><p>　　鍵盤程序是用來獲得鍵值的程序，流程圖如下。</p><p><b>　　圖4-3 鍵盤程序</b></p><p>　　4.6數(shù)值計(jì)算并顯示程序</p><p>　　通過三級(jí)運(yùn)放的濾波放大和分離交直流操作之后,就能得到交流脈搏波信號(hào)。對(duì)其

106、進(jìn)行移動(dòng)平均處理之后,系統(tǒng)將從中算出若干個(gè)最大最小值并比較最值的差值是否處于預(yù)定的閉值范圍內(nèi),以剔除運(yùn)動(dòng)偽差和其他干擾,計(jì)算出紅光和紅外光的透射光的最大值Imax和Imax‘,和因?yàn)樾呐K跳動(dòng)導(dǎo)致的透射光強(qiáng)最大變化量△Imax和△Imax‘。之后按照所述公式就可計(jì)算出相應(yīng)的血氧飽和度值。脈率PR可利用下述公式算出</p><p>　　PR=60*采樣率/相鄰波峰間采樣數(shù)</p><p>　　

107、測(cè)量出來的血氧飽和度值和脈率值送到LCD進(jìn)行顯示"測(cè)量的數(shù)據(jù)還通過串口或者USB口傳輸給上位機(jī)，上位機(jī)可利用其強(qiáng)大的數(shù)據(jù)處理能力對(duì)所測(cè)數(shù)據(jù)做進(jìn)一步處理,并將波形顯示出來。</p><p><b>　　圖4-4 結(jié)果圖</b></p><p><b>　　結(jié) 論</b></p><p>　　本文的研究目的是

108、設(shè)計(jì)一套能應(yīng)用于臨床監(jiān)護(hù)、社區(qū)家庭的便攜式脈搏血氧儀。論文以MSP430F5529微處理器進(jìn)行信號(hào)處理與控制，以完全集成模擬前端AFE4400實(shí)現(xiàn)信號(hào)的采集和調(diào)理，在GUI平臺(tái)上進(jìn)行信號(hào)的分析和處理。主要完成的工作如下：</p><p>　?。?）通過對(duì)血氧飽和度原理的研究，發(fā)現(xiàn)傳統(tǒng)血氧儀的局限和誤差，在這個(gè)的基礎(chǔ)上提出改進(jìn)后的飽和度測(cè)量理論，從原理和根本上消除了原先根據(jù)傳統(tǒng)理論制成的血氧儀所造成的誤差，提高了測(cè)

109、量的精準(zhǔn)度。</p><p>　　（2）對(duì)儀器進(jìn)行的硬件設(shè)計(jì)包括兩個(gè)部分：基于MSP430F5529微處理器信號(hào)的處理與控制硬件電路設(shè)計(jì)和基于AFE4400完全模擬前端信號(hào)的采集與調(diào)理硬件電路設(shè)計(jì)。前者主要包括光源及其驅(qū)動(dòng)電路的設(shè)計(jì)、電路板供電設(shè)計(jì)、串口設(shè)計(jì)及外設(shè)USB的設(shè)計(jì)、 外接存儲(chǔ)設(shè)備設(shè)計(jì)及鋰電池充電管理設(shè)計(jì)、液晶模塊及其驅(qū)動(dòng)電路設(shè)計(jì)。后者主要包括模數(shù)轉(zhuǎn)化電路設(shè)計(jì)、LED發(fā)射部件、故障診斷電路設(shè)計(jì)