血氧脈搏儀設計含4張CAD圖及程序
血氧脈搏儀設計含4張CAD圖及程序,脈搏,設計,cad,程序
抗菌劑和化療，1992年 2月，473-476頁 。36卷，第2 號
0066-4804/92/020473-04$02.0 /0
版權所有? 1992年，美國社會微生物學
利用脈搏測量儀研究小鼠抗病毒藥物對流感病毒的抑制效應的
羅伯特· W· 西德維爾， 約翰· 霍夫曼，約翰· 吉爾伯特，BRET MOSCON，戈登·彼得森羅杰· 漢堡和 里德 P. 沃利
抗病毒藥物研究所研究，猶他州州立大學，洛根，猶他州84322-5600
從1991年7月 9 日至1991年11月 22日
誘導小鼠肺疾病流感病毒監(jiān)測可通過血氧飽和度儀測量血液中血氧飽和度（SaO 2）來實現(xiàn)。血氧濃度與接種病毒量成反比。已知的抗病毒藥物利巴韋林抑制血氧飽和度下降，避免死亡，降低肺癌合并，并降低了一級可收回病毒。脈搏血氧儀是監(jiān)測小鼠流感病毒性疾病的一種有效的手段，可用于研究潛在的抗病毒藥物。
在醫(yī)院照顧存在潛在的呼吸窘迫的患者進行不斷監(jiān)測呼吸情況已成為標準的做法，可通過血氧探測儀器測量手指，腳趾，腳，或耳垂來檢測。動脈血紅蛋白的血氧飽和度（SaO2）的測量是根據(jù)脈沖光吸收（1）。
存在一個需要改進的手段來監(jiān)測小鼠感染劑流感病毒呼吸狀況，就不必通過讓動物在不同階段患疾病來觀測。抑制肺泡音（5）和體重減輕（4，7）已很少使用在實驗來滿足這種需要。在本報告中描述的使用脈沖血氧飽和度的研究小鼠流感病毒性疾病和應用這種方法補充常用死亡的參數(shù)，肺癌形成，和病毒滴度評價抗病毒化合物在肺部的抑制作用，利巴（1-p-d-ribofuranosyl-1,2,4-tri-azole-3-carboxamide）（6，9），對流感病毒病。年輕的成年雄性和雌性小鼠和C57 BL / 6小鼠（西蒙森實驗室，吉爾羅伊，加利福尼亞州），這是保持飲用水含有0.006% oxytetracy-cline（輝瑞，紐約，紐約）控制可能中等程度細菌感染，使用了這項研究。小鼠輕輕乙醚麻醉，并在指定的研究。他們被感染鼻腔（中）與一個追隨荷蘭病毒：流感/創(chuàng)建/ 33（ H1N1型），從K . W·科克倫（密歇根大學，安阿伯）；流感/日本/ 305/ 57（抗體），由F . M .沙波爾，Jr .（南院，伯明翰，阿拉巴馬州）；和流感/港口查/ 1/ 73（H3N 2）和乙/香港/ 5/ 72，無論從美國典型培養(yǎng)物保藏（羅克維爾，馬里蘭州）。所有的病毒傳多次通過開發(fā)特定病原體使小鼠致死。這些動物，每個傳代分別與其他病毒在該地區(qū)隔開避免重組。病毒池準備和滴定合流單層Madin - darby犬腎（MDCK）細胞。
病毒感染監(jiān)測使用光學應用3740脈搏血氧飽和度儀（歐美達，路易斯維爾，俄亥俄州）。同時測量手指和耳探針伴隨儀器中使用了獨立研究。該數(shù)字顯示儀表在使用時，儀器在“慢”模式。最初的實驗證明，血氧飽和度值的確定與脈搏血氧儀基本上是重復的，直接的測量血氧飽和度在肝素血液進行一個OSM-3血氧濃度測量儀和ABL-2血液氣體分析儀（Radiometer股份有限公司，哥本哈根，丹麥）。
比較確定的小鼠脈搏血氧飽和度儀的方法。下面的方法被認為是最有效的在獲取有用的脈搏血氧儀血氧飽和度讀數(shù)：（?。┎迦胝麄€老鼠，尾巴，采取手指探頭方式，發(fā)光二極管和光電二極管互相對立的跨中段的動物，（ⅱ）將耳探針放在動物的大腿內側肌肉使發(fā)光二極管和光電二極管在兩側的大腿肌肉測量。手指探針的方法取得較低（2- 4%）讀數(shù)；然而，健康的動物往往變得興奮和更緊張當他們被安置在手指探針，我們的措施都必須保持他們在探針的足夠的時間來獲得一個準確的血氧飽和度測量。在腹腔注射無菌生理鹽水稀釋的1 : 80的94毫克三溴乙醇（1.5克三溴乙醇1毫升異戊酯酒精；奧德里奇化工有限，密爾瓦基，威斯康星州。）每公斤體重管理前5分鐘的血氧飽和度測定成功地消除了動物的斗爭，不影響血氧飽和度值測定。
這種穩(wěn)定是沒有必要的時候采取的測量，采用耳探針的大腿。它是發(fā)現(xiàn)，然而，護理已被接受將耳朵探頭之間的距離大約等于髖關節(jié)和膝關節(jié)。確定了髖關節(jié)附近經常變化+10%，顯然是因為阻塞的骨盆骨的光傳輸通過血管床。當探針搬到太靠近膝蓋，血管床明顯太小，和外部光線偶爾干擾的又決定，造成了很大的變化。
為了確定是否持有動物太緊會往往限制胸部和阻礙適當?shù)暮粑?，五只小鼠被緊緊握住頸部，來測量大腿上的血氧飽和度五次分別為每一種動物。他們很松散，然后舉行重復測量。平均血氧飽和度，緊緊握住的動物是86.3 +1；松散的動物是86.5+ 1.1。這些這些數(shù)據(jù)表明，胸部不在收縮足以影響讀數(shù)。
文獻伴隨歐美達用儀器這些實驗建議按摩皮膚區(qū)域該探測器將附在異丙醇（70%）墊或與發(fā)紅劑乳膏20至30秒的原因當?shù)氐难苁鎻埡?，因此，增加灌注。幾個實驗小鼠在皮膚最初是潮濕的發(fā)生與異丙醇表明增加約4% 血氧飽和度讀數(shù)與閱讀同一動物不暴露于酒精。還相對閱讀是最重要的抗病毒實驗，所以酒精預處理沒有在這些研究。
血氧飽和度測定在流感病毒感染小鼠。年輕的成年小鼠病毒感染在各0.5log10稀釋每個流感病毒。動脈血氧飽和中確定這些動物每天7至10天使用耳探針放在大腿上的死亡也每天記錄。防止數(shù)據(jù)傾斜，老鼠死了明顯的呼吸窘迫被任意指派一個血氧飽和度65%值直到所有動物死亡，當時沒有進一步值的記錄。
圖1 .影響流感病毒感染肺外SaO2鼠動脈脈搏血氧儀所決定的。滴定量的每個稀釋病毒,表示為50%感染劑量為每毫升組織培養(yǎng),如下:流感病毒A型(HlNl),107 - 5(A),流病毒A(H2N2)、108.5(B);流感病毒A型(H3N2),107 -(C);B型流感病毒,108 .5(D)。*,以稀釋病毒;0、10我- - 的病毒稀釋;,稀釋10病毒;*,稀釋10 - 4病毒:啊,正常對照組。年代
如圖1所示，三的流感病毒的高接種的小鼠致死。相比之下，只有40%的甲型流感病毒B照射小鼠死亡，這些死亡發(fā)生較晚（平均存活時間，6至7天）。在小鼠致命的感染，血氧濃度值下降的劑量反應的方式。在案件的型流感病毒感染，其中的病毒接種沒有造成死亡的大多數(shù)動物，血氧濃度下降是不太明顯。如圖2所示，大多數(shù)在死亡發(fā)生時，血氧飽和度值低于75%。線性相關系數(shù)（r）這些數(shù)據(jù)是0.908，顯示出強大的相關性血氧飽和度和死亡在動物?？沽鞲胁《緦θ蚝塑兆饔谩Ｐ∈蟪霈F(xiàn)了感染中有大約90%的致死劑量型流感病毒（H1N1型）（105 50%個細胞培養(yǎng)感染傳染性劑量每毫升）。利巴韋林（仁川藥品，Inc .，柯斯塔梅莎，加利福尼亞州），在劑量為75毫克/公斤/天（n=30），或鹽水（n=40）腹腔兩次每日5天開始4小時后，病毒暴露。十個感染，利巴韋林治療的小鼠和18病毒感染的地方被治療控制動物進行觀察，每日21天死亡；脈沖血氧計讀數(shù)確定這些小鼠每日7天的使用耳探針，如所述以上。從池剩余的感染，治療作用，五只小鼠隨機選擇了在天3，5，和
7病毒接觸后。肺部固結的視覺證據(jù)是得分盲目的基礎上，0正常和4是100%合并的指示。肺部當時均質和檢測病毒滴度在狗腎傳代細胞（MDCK）測試各種對數(shù)稀釋一式三份，如以前所描述（8）。如圖3所示，利巴韋林治療預防死亡，減少抑郁癥的血氧飽和度，抑制肺癌合并，并在較小的程度上，減少病毒滴度在肺部。可見肺鞏固了中度相關（注冊商標=0.792）與血氧飽和度值的血氧飽和度；值下降速度超過了鞏固提高。
這之間的時間差，降低血氧飽和度值和發(fā)展可見肺鞏固表明，肺組織遇到足夠的損傷降低輸氣能力之前重大變化肺色。肺癌合并流感病毒感染的動物是由于結合導致。該病毒感染的肺泡損傷細胞和壞死病因毛細血管壁，導致出血肺部。肺泡滲出液通常由中性粒細胞和單核細胞（2）。增加的顏色出現(xiàn)在肺部后的感染表現(xiàn)可能導致血管現(xiàn)象從以后的免疫反應的感（3）。數(shù)據(jù)從抗病毒實驗，這表明早期表示嚴重肺損傷的血氧飽和度測量，說明了它另外的作用，使用脈搏血氧儀研究小鼠流感病毒感染。
這些數(shù)據(jù)表明一個明確的應用脈沖血氧儀方法實驗室動物，作為一種適當?shù)谋O(jiān)測手段中度到嚴重的呼吸系統(tǒng)疾病。出現(xiàn)的方法是具有特別的價值作為一個額外的參數(shù)研究藥物可能是抑制流感病毒。本研究的支持合同NO1-AI-I5097，抗病毒研究分支，微生物學和傳染病部門，國家過敏和傳染病研究所，國家衛(wèi)生研究院。
圖2。比較發(fā)生死亡和血氧飽和度下降流行性感冒（H3N 2）病毒感染的小鼠細胞。A，生死亡；0，血氧飽和度。線條表明標準誤差。
天post-virus接種
圖3。影響腹腔注射利巴韋林治療流感病毒型（甲1型）感染小鼠細胞。*，正常對照組；A，感染，生理鹽水處理的小鼠；0，感染，西藥小鼠。（A）動脈血氧飽和度；（B）肺鞏固；（C）肺病毒滴度。酒吧表明標準誤差。
REFERENCES
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一、畢業(yè)設計（論文）的內容
氧是維持人體生命活動的關鍵物質，血氧飽和度是反映機體供氧是否正常的一個重要指標。常用的雙波長脈搏式血氧計(660nm、940nm)在各種生理條件下，在測量高血氧飽和度時精確度較高，而在測量低血氧時,精確度不夠高。
為了更精確測量血氧較低的胎兒、嬰幼兒、和重癥危弱病人的血氧飽和度，本設計在深入理解透射式血氧飽和度測定原理—郎伯-比爾定律極其方法—利用組織中各成分對應不同波長光的吸收系數(shù)差異之后，借鑒了國外研究人員關于低血氧飽和度脈搏血氧計理想光波長選擇的成果，即當由于血液組織的擾動引起兩種波長的光子路徑長度變化相等和兩種波長的光子平均穿透深度匹配良好時，可以減少組織中異種成分影響，從而測量精度較高而且穩(wěn)定。在低血氧狀況下，采用660nm和940nm兩種波長的光源可以提高測量精度。研究了可進一步改善低血氧狀況下測量精度的基于單片機的三波長脈搏血氧儀，提出了一種新的算法。
本設計還包括三波長脈搏血氧儀的軟硬件設計及實現(xiàn)。最后分析了影響測量精度的各種因素，提出了消除各種干擾信號的處理方法。
二、畢業(yè)設計（論文）的要求與數(shù)據(jù)
1、了解血氧及脈搏的數(shù)據(jù)采集方法，對各種測量方法的優(yōu)缺點進行分析比較， 選取簡潔實用的方法來測量血氧脈搏；
2、了解光電式血氧脈搏的測量方法及原理，分析測量方法產生誤差的原因，找 到改善誤差的方法；
3、根據(jù)以上要求設計血氧脈搏儀的電路原理圖，包括前置放大電路，信號處理 電路，信號采集電路以及電源；
4、設計數(shù)據(jù)采集程序，包括發(fā)光驅動程序，AD信號采集程序，USB通信程序 的設計；
5、將硬件采集模塊采集的數(shù)據(jù)通過USB將數(shù)據(jù)傳送到電腦；
6、根據(jù)原理圖制作相應的樣機。
三、畢業(yè)設計（論文）應完成的工作
整個畢業(yè)設計應該完成以下工作：
1、完成二萬字左右的畢業(yè)設計說明書（論文）；在畢業(yè)設計說明書（論文）中必須包括詳細的300-500個單詞的英文摘要；
2、獨立完成與課題相關，不少于四萬字符的指定英文資料翻譯（附英文原文）；
3、設計采集電路、編寫采集電路程序、制作相應樣機。
4、完成繪圖工作量折合A0圖紙1張以上，其中必須包含兩張A3以上的計算機繪圖圖紙；
四、應收集的資料及主要參考文獻
[1] Richard Barnett，Larry O’Cull，Sarah Cox著，周俊杰等譯.嵌入式C編程與Atmel AVR[M].北京：清華大學出版社.2003.
[2] 馮建華、趙亮編著.單片機應用系統(tǒng)設計與產品開發(fā)[M]. 北京：人民郵電出版社，2004
[3] 宋培義,劉立新.單片機原理、接口技術及應用[M].北京：北京航空航天大學出版社.1999.1：3~398.
[4] 邱關源.電路（第四版）[M].北京：高等教育出版社：2000.8.
[5] 沙占友.集成化智能傳感器原理與應用[M].北京：電子工業(yè)出版社.2004.1：198~222.
[6] 王秀章,陳聲權.脈搏式血氧飽和度檢測方法的研究.中國醫(yī)學物理學雜志.1995;12(1):58～62
[7] 常昌遠,魏同立.無創(chuàng)血氧飽和度傳感系統(tǒng)的研究.應用科學學報,1999, Vol.17,No.4:433～438
[8] . 陳明進,許錫銘.脈搏血氧飽和度儀的發(fā)展及應用.現(xiàn)代醫(yī)學儀器與應用,1995, Vol.7,No.1:1～6
[9] 曾小貴,熊政綱,吳承德.雙道生物信號放大器的研制及應用.中國醫(yī)學物理學雜志,2001,Vol.18,No.4:215～216
[10] 李景文,龍村,張保洲,郎亞軍,黃兵.反射式血氧飽和度監(jiān)測儀的設計與應用.生物醫(yī)學工程與臨床,2003年3月第7卷第1期:3～6.
五、試驗、測試、試制加工所需主要儀器設備及條件
計算機一臺
單片機開發(fā)板一套
電路設計軟件一套
電路測試儀器一套
任務下達時間：
2012年01月09日
畢業(yè)設計開始與完成時間：
2012年01月09日至 2012年 06 月03日
組織實施單位：
教研室主任意見：
簽字： 2011 年12月30日
院領導小組意見：
簽字： 2012 年01月 05日
1．畢業(yè)設計的主要內容、重點和難點等
常用的雙波長脈搏式血氧計(660nm、940nm)在各種生理條件下，在測量高血氧飽和度時精確度較高，而在測量低血氧時,精確度不夠高。
為了更精確測量血氧較低的胎兒、嬰幼兒、和重癥危弱病人的血氧飽和度，本設計在深入理解透射式血氧飽和度測定原理—郎伯-比爾定律極其方法—利用組織中各成分對應不同波長光的吸收系數(shù)差異之后，借鑒了國外研究人員關于低血氧飽和度脈搏血氧計理想光波長選擇的成果，即當由于血液組織的擾動引起兩種波長的光子路徑長度變化相等和兩種波長的光子平均穿透深度匹配良好時，可以減少組織中異種成分影響，從而測量精度較高而且穩(wěn)定。在低血氧狀況下，采用660nm和940nm兩種波長的光源可以提高測量精度。
本設計還包括雙波長脈搏血氧儀的軟硬件設計及實現(xiàn)。最后分析了影響測量精度的各種因素，提出了消除各種干擾信號的處理方法。
重點：
1、了解血氧及脈搏的數(shù)據(jù)采集方法，對各種測量方法的優(yōu)缺點進行分析比較。
2、根據(jù)以上要求設計血氧脈搏儀的電路原理圖，包括前置放大電路，信號處理 電路，信號采集電路以及電源；
3、 設計數(shù)據(jù)采集程序，包括發(fā)光驅動程序，AD信號采集程序，USB通信程序
的設計；
4、將硬件采集模塊采集的數(shù)據(jù)通過USB將數(shù)據(jù)傳送到電腦；
難點：
1、采集電路的制作，信號的處理，血氧量的計算；
2、通信程序的編寫；
2．準備情況（查閱過的文獻資料及調研情況、現(xiàn)有設備、實驗條件等）
通過查閱有關文獻資料，了解血氧脈搏測量的原理，對近紅外測量有了進一步的了解。了解C8051F320單片機工作原理，熟悉硬件電路的設計，比較各種濾波電路的優(yōu)缺點。雖然畢業(yè)設計課題有一定的難度，還有很多東西需要學習和研究，通過不斷的學習，與老師的引導，攻克難點，一定能達到畢設任務要求。
相關資料與查閱文獻：
[1] Richard Barnett，Larry O’Cull，Sarah Cox著，周俊杰等譯.嵌入式C編程與Atmel AVR[M].北京：清華大學出版社.2003.
[2] 馮建華、趙亮編著.單片機應用系統(tǒng)設計與產品開發(fā)[M]. 北京：人民郵電出版社，2004
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[10] 李景文,龍村,張保洲,郎亞軍,黃兵.反射式血氧飽和度監(jiān)測儀的設計與應用.生物醫(yī)學工程與臨床,2003年3月第7卷第1期:3～6.
所需設備：
計算機一臺， 單片機開發(fā)板一套，電路設計軟件一套，電路測試儀器一套
3、實施方案、進度實施計劃及預期提交的畢業(yè)設計資料
實施計劃：
1、 1.09-1.15 查找翻譯資料；
2、 2.20-2.26 翻譯英文資料并排版；
3、 2.27-3.04 了解畢業(yè)設計任務，查閱畢業(yè)設計相關資料；
4、 3.05-3.11 撰寫并提交開題報告；
5、 3.12-3.18 收集與整理資料；
6、 3.19-3.25 設計方案的評價與選擇；
7、 3.26-4.01 采集電路設計；
8、 4.02-4.08 電路檢測調試；
9、 4.09-4.15 最小系統(tǒng)的設計；
10、4.16-4.22 驅動程序編寫調試；
11、4.23-4.29 采集程序、USB傳輸程序編寫；
12、4.30-5.06 上位機程序編寫；
13、5.07-5.13 整套系統(tǒng)的調試與分析；
14、5.14-5.20 撰寫畢業(yè)設計說明書；
15、5.21-5.27 撰寫畢業(yè)設計說明書；
16、5.28-6.03 完成畢業(yè)設計，提交論文。
所提交畢業(yè)設計資料：
1、完成二萬字左右的畢業(yè)設計說明書（論文）；在畢業(yè)設計說明書（論文）中
必須包括詳細的300-500個單詞的英文摘要；
2、獨立完成與課題相關，不少于四萬字符的指定英文資料翻譯（附英文原文）；
3、設計采集電路、編寫采集電路程序、制作相應樣機。
4、完成繪圖工作量折合A0圖紙1張以上，其中必須包含兩張A3以上的計算
機繪圖圖紙；
指導教師意見
指導教師（簽字）：
2012年3月 日
開題小組意見
開題小組組長（簽字）：
2012年3月 日
院（系、部）意見
主管院長（系、部主任）簽字：
2012年3月 日
- 4 -
血氧脈搏儀設計
摘 要
脈搏血氧儀是一種可連續(xù)、無創(chuàng)、方便地檢測動脈血氧飽和度的儀器。血氧飽和度的監(jiān)測目前在急救病房、手術室、監(jiān)護室、患者的術后恢復、呼吸睡眠的研究以及社區(qū)醫(yī)療監(jiān)護等方面得到廣泛的應用。同時隨著人們對健康關注度的提高，在家庭中也有很大前景。隨著微光機電系統(tǒng)技術、生物醫(yī)學技術及數(shù)字信號處理技術的發(fā)展，脈搏血氧檢測系統(tǒng)正朝著集成化、微型化、數(shù)字化方向發(fā)展。本設計基于傳統(tǒng)的透射式光電采集原理，使用高速集成模擬混合信號芯片C8051F320，設計了雙波長血氧脈搏儀。系統(tǒng)采用光源調制、頻分測量法和過采樣技術，簡化模擬電路部分的設計，提高了系統(tǒng)穩(wěn)定性和重復性。在動態(tài)光譜原理基礎上，對光電脈搏波信號進行時域頻域轉換，所得到基波分量用于血氧飽和度計算，獲得了高精度的脈搏血氧飽和度測量值。
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用，以及光電容積脈搏波描記法、雙波長測量法的原理。以及國內外血氧脈搏測量儀的現(xiàn)況。根據(jù)脈搏血氧儀的功能和需求，采取便于實時傳輸?shù)腢SB通信來進行數(shù)據(jù)的傳輸。采集到的結果可以方便的和傳送到數(shù)據(jù)庫進行分析對比。便利的采集方式可以增加數(shù)據(jù)庫的容量，為醫(yī)院、疾病防疫站等機構對疾病的分析統(tǒng)計提供依據(jù)。
本設計還包括脈搏血氧儀的軟硬件設計及實現(xiàn)。對于硬件先進行原理上的設計仿真，再進行試驗樣板的制作與驗證。軟件的設計包括了采集電路信號控制和采集以及USB數(shù)據(jù)的傳輸和上位機。最后分析了影響測量精度的各種因素，提出了消除各種干擾信號的處理方法。
關鍵字：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血氧飽合度的測量意義 2
1.3血氧飽合度測量的發(fā)展狀況 2
1.4 國內外研究現(xiàn)狀 3
1.5本論文研究的目的和內容 4
1.6本章小結 4
第二章 無創(chuàng)血氧飽和度脈搏測量的原理和方法 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光電測量原理 7
2.4光電容積脈搏波描記法 8
2.5雙波長測量法 9
第三章 硬件電路的設計 13
3.1整體電路設計 13
3.2電源設計 14
3.3 雙波長發(fā)光驅動電路設計 15
3.4 光電轉換電路的設計 16
3.5信號分離電路 18
3.6 帶通濾波器設計 18
3.7放大電路的設計 21
3.8直流偏置電路 22
3.9本章小結 22
第四章 程序設計 23
4.1 C8051F320 混合信號微控制器介紹 24
4.2整體程序設計 26
4.3 發(fā)光管驅動程序設計 28
4.4 AD采集程序設計 28
4.4.1采用過采樣技術提高數(shù)據(jù)采集精度 28
4.4.2 AD采集相關寄存器配置 31
4.4.3 血氧量的計算 31
4.4 USB通信程序設計 32
第五章 系統(tǒng)分析與實驗 34
5.1 干擾信號產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運動偽差 35
5.2 實驗測量結果 35
5.2總結與展望 37
謝 辭 38
參考文獻 39
附 錄 41
1. C8051F320最小系統(tǒng)原理圖： 41
2. 信號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
氧是生命活動的基礎，缺氧是導致許多疾病的根源，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動后的疲勞等生理和病理現(xiàn)象都與人體氧含量有直接關系，嚴重時直接威脅人的生命
常用的血氧指標有:
氧分壓:為溶解于血液的氧所產生的張力。動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，它可反映內呼吸狀況。
氧容量:為l00ml血液中血紅蛋白(Hb)為氧充分飽和時的最大帶氧量，應等于l.34mL/gHb(g%)，它取決于血液中Hb的質(與氧結合的能力)和量。血氧容量正常約為20ml%。
氧含量:為l00ml血液中血紅蛋白實際的帶氧量。主要是血紅蛋白實際結合的氧，極小量溶解于血漿的氧(僅有0.3ml%)。與氧結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)實際結合的氧氣(氧含量)占血液中(血紅蛋白)所能結合氧氣的最大量(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反映血液中氧含量的變化。人體正常動脈血的血氧飽和度為98%，它是反映機體內氧狀況的重要指標，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血氧飽合度的測量意義
血氧飽和度的監(jiān)測目前在急救病房、手術室、監(jiān)護室、患者的術后恢復、呼吸睡眠的研究以及社區(qū)醫(yī)療監(jiān)護等方面得到廣泛的應用。在麻醉、手術的大量臨床應用資料表明，及時了解血氧飽和度的狀況，了解機體氧合功能，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下降可有效預防或減少手術期和急癥期的意外死亡。據(jù)統(tǒng)計，單獨應用血氧測量儀可減少40%的麻醉意外，如果與二氧化碳監(jiān)測儀共用，可減少91%的麻醉意外。在對危重病人和不易通氣等手術中，使用血氧飽和度儀進行連續(xù)的氧合估計，快速提供信息。
到目前為此，血氧飽和度作為一種無創(chuàng)、反應快速、可靠的連續(xù)監(jiān)測指標，己得到公認，并己推廣到小兒病人的呼吸循環(huán)功能監(jiān)測，特別對新生兒、早產兒的高氧血或低氧血癥的辨認尤其敏感。因此，血氧飽和度的連續(xù)監(jiān)測不僅可及時發(fā)現(xiàn)低氧血癥，設置SaO2高限報警以提供高氧血癥預報，正確評價新生兒的氣道處理與復蘇效果，為新生兒的監(jiān)護和治療提供重要信息。與時同時，血氧飽和度測量儀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)療對中風病人和心肌梗塞等患者進行的監(jiān)護，能夠及時快速的了解SaO2的狀況，對疾病的發(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)測技術己成為現(xiàn)代醫(yī)療必不可少的監(jiān)測手段之一。
同時隨著人們對健康的關注，各種健康測量儀表也在家用中開始火熱起來。因此方便實用的脈搏測量儀具有廣大的市場。同時隨著測量儀表的普遍使用，對人體生理信息的采集也方便醫(yī)院和疾病研究所對疾病的研究和及早發(fā)現(xiàn)解決。
1.3血氧飽合度測量的發(fā)展狀況
無創(chuàng)脈搏血氧飽和度的監(jiān)測技術的研究早在20世紀初期就己經開始了，依據(jù)
郎伯一比爾定律(TheLambert一BeerLaw)原理為基礎的測量血氧飽和度的分光
光度法通常可分為透射光法和反射光法。
1929年前，美國生理學家GlenMillian開始研究血紅蛋白血氧反應，并用“血氧計(oximeter)”一詞來描述血氧飽和度儀，稱之為“在需要穿透血管的情況下，連續(xù)測量人體內動脈血氧飽和度的一種光電測量儀器”。
到20世紀三、四十年代后期，各種血氧監(jiān)測的技術開始大量涌現(xiàn)但在那
時，血氧飽和度儀并沒有獲得實際的應用。1949年，Brinkman和ziljstra報告了血紅素反射型血氧計的使用。
在50年代，wood和coworker描述了一種無創(chuàng)傷檢測血氧飽和度的方法。
1964年，Shaw ?R研制出一種八波長自身調整血氧計，成為第一種獲得臨床廣泛應用的血氧計，如HP4720lA型耳血氧計。
1972年，Polayi和hehir使用光導纖維，用選定的二個光波長照射血流，用反射光確定血氧飽和度公式，測量體內血氧飽和度，建立了現(xiàn)代反射型血氧計測量的基礎。
1974年，世界上第一臺脈搏血氧飽和度(SP認)儀0LV5100問世。
1975年，Ronald等人描述了一種眼睛血氧計。
1980年[6]，Takatani等人描述了一種多波長的非損傷性反射型血氧計。
1982年，Nellcor研制出一種性能更好的脈搏血氧飽和度儀N一100，并形成了一種標準模式，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、微型計算機進行信息處理。
到80年代中期，JobsiS、wyattJS及DelpyDT都在研究透射模式的腦血氧監(jiān)測裝置，并初步用于早產兒及新生兒的臨床監(jiān)護。
以上所介紹的測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)測人體多個部位的血氧飽和度(如前額、胸部、背部等部位)，尤其是對新生兒和胎兒血氧的監(jiān)測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，有很多的科研機構和研究人員開始了對反射型血氧儀的研究。
進入90年代，MoCormick利用反射光譜及獨特的深淺雙光路對比檢測的傳感器設計，完成了可實用化的腦血氧飽和度測量裝置的研制，最新的有關反射型血氧飽和度計的報告是Mende1Sony等人，在2002年所描述的一種多波長和特別的傳感器結構的反射型血氧飽和度計?？偟膩碚f，相對于透射型(傳輸型)血氧計，在實踐中的反射型血氧計的臨床數(shù)據(jù)的報告比較少，無論從傳感器的設計，軟硬件結構，還是測量方法等方面值得進一步的探索。
目前，用紅外光譜光電法在無創(chuàng)測量血氧飽和度的應用方面己經獲得較大的成功，脈搏血氧儀正處在大范圍普及及應用階段。但是，由于工程學和生理學存在一定的局限性，評價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光度測定理論與實踐，將打破目前利用紅光和紅外線兩種波長的局限性，使測定血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)錯誤。Masimo信號萃取等技術的發(fā)展，將打破技術上的局限性，使由于病人活動、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)偏低或錯誤報警的誤差得到減少。
實驗室病人模擬裝置的進一步研究，能夠為評價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)測技術的進展以及電子技術、計算機技術、單片機技術的快速發(fā)展，最終將大大提高SaO2儀的正確性、可靠性，同時可提供多變而有價值的臨床信息。此外，在今后醫(yī)療保健社區(qū)化的趨勢下，便攜式脈搏血氧儀在家庭保健和社區(qū)醫(yī)療監(jiān)護中都將發(fā)揮其重要作用。
1.4 國內外研究現(xiàn)狀
近年來美國設計出指環(huán)式血氧監(jiān)護儀，該設備體積小，可進行全天24小時監(jiān)護，做到真正的實時監(jiān)護，并且在抗運動干擾方面也做出一定的成績。一些歐洲國家如荷蘭、英國、德國等也在這方面有所進展，在亞洲，日本、韓國在血氧監(jiān)護儀方面也有所突破。國內的許多大學科研院所也都致力于血氧監(jiān)護儀的研制，如西安藍港數(shù)字醫(yī)療科技股份有限公司生產的手指血氧儀；中國醫(yī)學科學院和中國協(xié)和醫(yī)科大學研制的反射式血氧飽和度監(jiān)測儀；西安交通大學研制的數(shù)字式脈搏血氧飽和度檢測系統(tǒng)；廈門大學研制的基于PIC單片機的脈搏血氧檢測儀；南京師范大學研制的監(jiān)護用脈搏式血氧飽和度檢測模塊。但國內生產的血氧監(jiān)護儀仍采用傳統(tǒng)脈搏血氧測量原理，在測量精度、抗干擾、穩(wěn)定性、重復性方面與國外還有一定差距，有待于進一步完善。
1.5本論文研究的目的和內容
本設計是在分析血氧飽和度發(fā)展、研究、應用現(xiàn)狀的基礎上，將開發(fā)更具高效性、準確性和可靠性的透射式血氧飽和度檢測儀作為目標。采用經典的信號采集電路方法，經過優(yōu)化，使得電路易于實現(xiàn)，同時添加了USB數(shù)據(jù)傳輸功能，使得血氧脈搏信號傳輸更為方便，進一步的話還可以實現(xiàn)遠程監(jiān)控，便于信息統(tǒng)一采集。
本設計內容：
1、了解血氧及脈搏的數(shù)據(jù)采集方法，對各種測量方法的優(yōu)缺點進行分析比較，選取簡潔實用的方法來測量血氧脈搏；
2、了解光電式血氧脈搏的測量方法及原理，分析測量方法產生誤差的原因，找到改善誤差的方法；
3、根據(jù)以上要求設計血氧脈搏儀的電路原理圖，包括前置放大電路，信號處理電路，信號采集電路以及電源；
4、設計數(shù)據(jù)采集程序，包括發(fā)光驅動程序，AD信號采集程序，USB通信程序的設計；
5、將硬件采集模塊采集的數(shù)據(jù)通過USB將數(shù)據(jù)傳送到電腦；
6、根據(jù)原理圖制作相應的樣機。
1.6本章小結
本章首先闡述了人體血氧檢測的背景和意義，然后介紹了血氧檢測技術的發(fā)展歷史和國內外研究現(xiàn)況，從實用性出發(fā)，最終確定了利用近紅外光譜透射技術對人體血氧飽和度進行無創(chuàng)檢測。同時確定了設計內容和方向。
第二章 無創(chuàng)血氧飽和度脈搏測量的原理和方法
2.1 非侵入式脈搏血氧儀的工作原理
脈搏血氧飽和度測量方法主要基于以下兩個基本理論來研究的，一是光電測量原理，即氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對特定波長的光的吸收存在差異性;二是容積脈搏波描記法( PhotoPlethysmoGraPhy，PPG)原理，即動脈血周期性地搏動，透過動脈血的光強隨著動脈血容量的變化而變化。
大量實驗研究表明，每種物質都有其特定的吸收光譜。因此，可根據(jù)吸收光譜的差異來鑒別物質種類；同時還可以根據(jù)物質吸收光譜曲線上某些特征波長處的透射率（Transmittance）或吸光度（Absorbance）的高低來判別或測定該物質的濃度，這就是利用分光光度法（Spectrophotometry）進行物質定性分析和定量分析的基礎。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、準確度高、操作簡便、測定速度快等優(yōu)點。
非侵入式脈搏血氧（Non-invasive Pulse Oximetry）測量法，從原理上來講，可分為透射式脈搏血氧測量法和反射式脈搏血氧測量法兩種。兩者區(qū)別在于，透射式測量中LED光源與光電探測器分布在被檢測部位的兩側，主要檢測的是穿透機體組織后透射過來的光強；而反射式測量中LED光源與光電探測器均置于被檢測部位的同一側表面上，主要檢測的是從機體組織中反射過來的光強。
本論文研究的是透射式脈搏血氧檢測方法。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獲取。其中，紅光和近紅外LED光束分時交替穿透檢測部位組織到達光電探測器，由于血液中HbO2與Hb成份對兩個波長的光吸收系數(shù)不同，因而，通過測量兩個波長光強的吸收率，利用Beer-Lambert定律推導計算，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)是估測得出的，因為無法獲得人體血氧含量低于70%時的實驗數(shù)據(jù)。
2.2 Lambert-Beer定律
溶液對光的吸收除與溶液本性有關外，還與入射光波長、溶液濃度、液層厚度及溫度等因素有關。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系。
Lambert定律表示為：當一適當波長的單色光通過一固定濃度的溶液時，其吸光度與光通過的液層厚度成正比，即： A=k1b
b—液層厚度
k1—比例系數(shù)，它與被測物質性質、入射光波長、溶劑、溶液濃度及溫度有關。Lambert定律對所有的均勻介質都適用。
Beer定律表示為：當一適當波長的單色光通過溶液時，若液層厚度一定，則吸光度與溶濃度成正比，即： A=k2c
c—物質的量濃度(或質量濃度)
k2—與吸光物質種類、溶劑、入射光波長、液層厚度和溶液溫度有關的常數(shù)。將上兩式合并即為Lambert-Beer定律：A=εbc
b的單位為cm，c為物質的量的濃度,單位為mol·L-1，ε為摩爾吸光系數(shù)，單位為L·mol-1·cm-1。
ε是通過標準物質的稀溶液測得的，它的數(shù)值愈大，表明溶液對入射光愈容易吸收，測定的靈敏度就愈高。一般ε值大于103即可進行測定。
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)吸收過程中各物質無相互作用。
3)輻射與物質的作用僅限于吸收過程，沒有散射、熒光和光化學現(xiàn)象。
Lambert-Beer定律的局限
對于人體組織，由于對光存在強散射現(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，那么光子路徑長度分布的結果比測量幾何距離大得多。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雜。
用傳播理論的粒子描述來說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粒子或位置的散射層，光子在此彈性地改變了動量，并依散射特性沿隨機方向散射。光子在散射層之間傳播的距離為散射長度，它依賴散射介質的散射濃度和自然特性。光子從光源遷移到檢測器的總路徑長度要大于光源和檢測器之間的幾何距離。此外，因為在每個散射層中光子方向的改變是隨機的或至少是半隨機的，故光子從光源遷移到檢測器的總路徑長度存在一分布。組織的吸收特性也會影響光子的總傳播路徑長度，定性地說，當組織吸收增加時，光子遇到連續(xù)散射層的概率減小了，檢測到光子較長路徑的概率也就減小了，即平均路徑長度縮短了，相反組織吸收減小時，隨著光子傳播路徑長度的增加，平均光路徑又變長了。入射光進入人體后，散射光不能沿直線傳播，從而使得光子行進的路程遠大于介質層厚度。在強散射條件下光程無法準確得到，導致郎伯-比爾（Lambert-Beer）定律的失效。為此有必要對該定律在強散射條件下加以修正。
當前組織光學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和規(guī)律。這是因為600～1300nm光譜區(qū)為“治療窗口”，對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)生物組織對可見光和近紅外光呈現(xiàn)出不透明、混濁和高散射的特點，其原因在于生物組織復雜的具體結構。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)從與波長相比擬或細胞的尺度看來有隨機起伏的介質，也就是一種不均勻尺度在微米量級或大一、二個數(shù)量級的離散隨機介質。對光學性質而言，這里的“不均勻”描寫的對象實際上就是折射率。生物組織對光的強散射特性正是源于折射率的在細胞尺度上的不均勻性。
對實際的生物組織而言，要想用傳統(tǒng)的的電磁場理論來描寫它的光學性質是極其困難的，甚至是不可能的。即使已知生物組織折射率的所有細節(jié)，雖然解的存在性與唯一性不容置疑，但試圖通過數(shù)值求解麥克斯韋方程組來獲知光在生物組織中分布規(guī)律的努力尚無成功的希望?；谏锝M織的特點，可以借鑒現(xiàn)成的光子傳輸理論，給出一個唯象的光與生物組織相互作用的簡化模型，以抽象出主要的生物組織的光學性質。具體地說,可以把光在生物組織體中的傳播進而看成有光能的分布，用一種粒子的傳輸過程來模擬，粒子數(shù)的密度等價為光能。這種假想的粒子無妨稱為光子(與光本性無關)，可以等效于光量子的集合。同時把生物組織理解為大量無規(guī)則分布的散射粒子和吸收粒子，這與生物組織的結構特征基本相符。
2.3光電測量原理
光電測量法測量血氧飽和度是依據(jù)Lambert-Beer:定律，Lambert-Beer;定律反應了光學吸收規(guī)律，即物質在給定波長處的吸光度與它的濃度成正比，測得它的吸光度就可以計算出溶液的濃度和物質的含量。當波長為λ的單色光照射某濃度溶液時，透射光強I與發(fā)射光強I0的關系為:
（2.1）
其中，I為透射光強，I0與為入射光強，E為吸光物質的質量吸光系數(shù)，單位為
L·g-1·cm-1，C為吸光物質的濃度，單位為g·L-1‘，L為光路長度，單位為。cm-1。
利用助Lambert一Beer:定律測量動脈血液時，波長為λ，光強為I0的單色光通過血液，透射光強度為:
(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為動脈血的光路長度。動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，使用單一波長光測量血氧飽和度需已知總的血紅蛋白濃度(C1+C2)及光路長度L。為了消除這兩個參數(shù)，需采用另一路波長為λ＇的光束照射組織，可得到類似的公式:
(2.5)
其中，W＇是動脈血液對波長為λ＇的單色光的吸光度，即。I'、I0'分別為波長λ的單色光的透射光強和入射光強，E1、E2分別為動脈血中HbO2和Hb在波長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)及光路長度L，得:
(2.6)
其中
(2.7)
為簡化公式(2.6)，可將波長兄選擇在氧合血紅蛋白(SaO2)和還原血紅蛋白
(Hb)吸光系數(shù)曲線的交點處，則El=E2，從而式(2.6)可簡化為:
（2.8）
其中A、B為常數(shù)，也可以通過實驗定標獲得。從(2.8)式可以看出，只要選擇一波長在兩種血紅蛋白吸光系數(shù)曲線的交點處，血氧飽和度SaO2:可以由血液溶液對這兩個波長的吸光度比率來計算得到。但是上述理論是針對純動脈血液的，忽略了靜脈、骨骼和皮膚等對光的吸收和散射影響。要具體應用到人體血氧測量，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)是通過借助光電手段在活體組織中檢測血液容積變化的無創(chuàng)檢測方法;。當一定波長的光束照射在指端皮膚表面時，光束將通過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，光電接收器檢測到的光強會減弱。其中，皮膚、肌肉、骨骼和靜脈血等對光的吸收(散射)和衰減在血液循環(huán)中是保持恒定不變的，而皮膚內的血液容積在心臟收縮舒張作用下呈周期性脈動變化。當心臟收縮時外周血管血容量最多，光吸收量最大，檢測到的光強度則最小;而在心臟舒張時，恰恰相反，外周血管血容量最少，檢測到的光強度則最大，從而光電接收器檢測到的光強度
也呈脈動性變化。同時將此光強度變化信號轉換成電信號，并經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、血液流動等諸多心血管系統(tǒng)信息，同時，容積脈搏血流主要存在于微動脈、毛細血管等微血管中，所以監(jiān)測的波形也含有豐富的微循環(huán)生理病理信息。
圖2-1 PPG信號光吸收示意圖
在進行血氧飽和度測量時，需要獲取的就是到達光電接收管后的PPG電信號（這在下一節(jié)中將具體闡述），這其中包括上面提到的兩個分量：
1、直流分量（DC）：由動脈血的非脈動成分、靜脈血和毛細血管部分以及肌肉組織等幾部分的光吸收組成；
2、脈動變化的交流分量（AC）：它同步于脈率，主要反映動脈血的吸收情況。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雙波長測量法
2.5.1分光光度法
分光光度法即通過測定被測物質在特定波長處或一定波長范圍內光的吸收度，對該物質進行定性和定量分析的方法。通常用分光光度法測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，利用還原血紅蛋白和氧合血紅蛋白的光吸收系數(shù)的差別來進行。國內外描述紅外光譜法測量血氧的脈搏血氧儀是認為脈搏分量僅由動脈搏動引起，其余部分認為不變，如圖2-2所示。
圖2-2 組織對光的吸收曲線
由于在指尖處測得的血氧飽和度值最高，脈搏波形較尖，高頻成分含量多，其他部分測得的血氧飽和度值較低，波形圓鈍，高頻成分含量少,說明光電信號中的脈動成分中有靜脈血管搏動的貢獻。血液中的HbO2和Hb對不同波長光吸收系數(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，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，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
化反映出較多的動脈特性，主要反映動脈血的變化。指尖組織中動脈成分含量
高，組織耗氧低，靜脈血氧飽和度接近動脈血氧飽和度，因而測的血氧飽和度
反映出動脈血氧飽和度。
圖2-3 HbO2和Hb吸光系數(shù)曲線
2.5.2雙波長測量法的理論分析
假設波長為λ,光強為I0的單色光垂直照射人體，當透光區(qū)域動脈血管搏動
時，動脈血液對光的吸收量將隨之變化，而皮膚、肌肉、骨骼和靜脈血等其他
組織對光的吸收可認為是恒定不變的。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，通過人體透射光的強度為：
(2.8)
其中F是動脈血液組織以外的其它組織的吸光率，ε1和c1分別是動脈血中
HbO2的吸光系數(shù)和濃度，ε2和c2分別是動脈血中Hb的吸光系數(shù)和濃度，d是
動脈血液的光路長度，I0是入射光強，I是透射光強。由（2-1）式得動脈血液
的吸光度為：
(2-9)
當動脈搏動，血管舒張時,動脈血液中光路長度由d增加△d,相應的透射光
強由I減少△I,引起動脈血液吸光度的變化量為：
(2-10)
令 (2-11)
假設血管收縮時最大透光強Imax，血管收縮過程中透射光強的最大變化量△Imax，代入式(2-11)，得
（2-12）
可求出動脈血液中HbO2 的濃度和Hb濃度的比值，即SaO2
(2-13)
SaO2與(C1+C2),△d有關，為了消除這兩個參數(shù)，采用另一路波長為λ＇的單色光進行同時測量，類似可得：
(2-14)
(2-15)
其中ε1和ε2分別是動脈血液中HbO2和Hb對λ′的吸光系數(shù)。聯(lián)立（2-13）
式和（2-15）式得：
(2-16)
基礎理論研究表明HbO2和Hb對光譜吸收明顯不同，在波長為805nm附近，光對HbO2和Hb的吸光系數(shù)相等。因此當λ=805nm時，ε2=ε1，上式可化簡得：
(2-17)
將式(2-12)和(2-14)代入上式得：
(2-18)
其中
k和b是與動脈血液中HbO2和Hb光吸收系數(shù)有關的常數(shù),一般根據(jù)實用定標儀測定。定標時，從傳感器中送入標準血氧飽和度信號，單片機測值ΔＩｍａｘ/Iｍａｘ和 ΔＩｍａｘ′/Iｍａｘ′代入（2-10）式，再經線性回歸得到k,b值。
第三章 硬件電路的設計
3.1整體電路設計
測量儀器正朝微型化，智能化發(fā)展，因此大多測量儀器都自帶數(shù)據(jù)采集處理芯片，方便實時測量和監(jiān)控。本設計選取C8051F320作為系統(tǒng)的智能核心。C8051F320 器件是完全集成的混合信號片上系統(tǒng)型 MCU，具有強大的外設功能和運算速度，高度集成使得芯片體積很小。同時與8051內核兼容，可以使用keil編譯器來編程，易于上手操作。片內集成有10位ADC可以滿足信號采集需求，同時還具有USB功能，使得數(shù)據(jù)的傳輸更為方便。應用范圍更廣，可以將數(shù)據(jù)通過USB設備存儲和傳輸。
電路設計主要包括電源電路，LED驅動電路，接收管的轉換電路，帶通濾波電路，放大調整電路和MCU系統(tǒng)電路。
數(shù)據(jù)采集結構框圖如圖3-1-1
C8051F320
10位A/D
USB
LED驅動端口
LED驅動
光電轉換
雙色光分離
直流分離
交流低通濾波
交流信號放大
交流低通濾波
直流分離
交流低通濾波
交流信號放大
交流低通濾波
PC上位機
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
整個測量中傳感器的選取和濾波放大電路的設計影響最大。普通發(fā)光管和光電二極管雖然也可以用于測量，但是普通LED的光照強度弱，使得本身微弱的信號更加難以檢測，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)光管可以通過簡單的時序信號控制發(fā)出不同波長的光（選用的是660nm的紅光和940nm的紅外兩種光源），易于實現(xiàn)雙波長的測量，簡化了發(fā)光電路的硬件和軟件設計。并且接收管暗電流小、靈敏度高，反應迅速，傳感器還自帶指夾式外殼，方便手指測量，同時可以減小外界光線的影響。同時具有屏蔽線，可以減小外界噪聲信號的干擾，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 傳感器實物圖
3.2電源設計
電源主要為各個模塊提供穩(wěn)定的工作條件，電源本身的輸出穩(wěn)定性會對電路的精度和穩(wěn)定性產生干擾，為此設計一個穩(wěn)定的電源是保證采集電路精度的前提。為保證運放的放大區(qū)間，整個電路采取雙電源供電。為易于使用，采用220V交流電轉換為直流的方法。通過變壓器將交流電降壓，再通過整流橋整流，最后通過穩(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 雙波長發(fā)光驅動電路設計
ELM-4000的發(fā)光管紅光二極管正極和近紅外二極管負極相連，負極和近紅外二極管正極相連，這樣可以保證在測量時只有一種光存在，實現(xiàn)雙波長分時測量。需要通過電路控制電流方向和大小實現(xiàn)時分復用控制。
方案一：直接通過單片機IO口控制輸出，為增加驅動能力，在IO口接上拉電阻。
由于上拉電阻驅動功率較小，并且直接通過IO控制的器件一般都是輸入輸出電流較小的器件，因為單片機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，因此排除這個方案。
方案二：采用簡單的雙三極管作為開關（見圖3-3-1），通過單片機控制信號分時導通紅外和紅光發(fā)光管。雖然采取三極管驅動的方式，但是實驗過程中驅動電流增加受到電源電壓限制，到一定值后無法通過修改電阻來增大電路電流。由于采取的是1/4占空比的方波信號驅動，電路的輸出電流也是比較小，無法滿足發(fā)光管的工作條件。
圖3-3-1 單開關三極管驅動電路
方案三：利用三極管H型橋式電路可以實現(xiàn)雙向分時導通，同時使用兩級擴流，使驅動電流滿足發(fā)光二極管滿足工作條件。圖3-3-2為血氧探頭內部雙波長光源驅動電路的原理圖。
圖3-2-2 H橋路驅動電路
紅光發(fā)光二極管驅動電路是由三極管Q1、Q4 、Q5以及它們所連接的器件構成。當RED_CTR的信號為高電平時時，Q5導通，緊接著Q1導通、Q4導通。當Q4導通時，+5V提供的電流通過Q4，進入紅光發(fā)光二極管的正極，再經過紅光二極管的負極，通過Q1，再經過R10到地。近紅外光發(fā)光二極管驅動電路是由Q2、Q3、Q6以及它們所連接的器件構成。當工IR_CTR的信號為高電平時，Q6導通，緊接著Q2導通、Q3導通。當Q3導通時，+5V提供的電流通過Q3，進入近紅光發(fā)光二極管的正極。再經過近發(fā)光二極管的負極，通過Q2，再經過R9到地。發(fā)光管的亮度可以通過R9和R10來調節(jié)。
為了保證CD4066的準確控制，CD4066的控制信號由驅動電路的導通后產生。在上圖中，當紅光導通時，經反相器轉換后輸出對應的高電平控制模擬開關的導通，保證了采集信號的準確度。紅外也采用同樣的原理。根據(jù)輸入信號的頻率幅值，反相器選取常用的74LS04。
3.4 光電轉換電路的設計
發(fā)光管根據(jù)控制時序在特定時間發(fā)出特定波長的光（分別為紅光和紅外兩種），透過手指后的光信號還有人體的生理信息，所以必須將光信號轉換為電信號。生理信息非常的微弱，轉換后生理信號為電流信號，須進行電流電壓信號的轉化以及電壓信號的進一步放大和濾波處理。
選擇光電接收器件時，考慮到光電傳感器接收到的信號是穿透皮膚淺表血管，經血液吸收、散射后的近紅外信號，屬于緩慢變化的微弱生理信號，存在著較強的背景噪聲和干擾，故需要靈敏度較高的接收管。另外，由于所檢測的是光信號的幅度大小，為了準確地測出幅值的變化，必須選用線性好、響應快的器件。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。光敏二極管的特性是將光信號轉換為電流，而A/D轉換電路采集的信號為電壓信號。因此，接收電路中應將電流信號轉換為電壓信號。
方案一：直接給光敏二極管接入反向壓降，通過串聯(lián)電阻將電流變換成電壓信號。電路簡單易行，但是輸出干擾信號太強，后面濾波容易將真實信號濾掉。
圖3-4-1 電阻型電流轉換電壓電流
方案二：采用運放有源轉換電路，輸出信號較穩(wěn)定。光敏二極管受光照產生的光生電流I與普通二極管的電流方向相反，I與受光光強的變化成正比，光敏管工作在零偏狀態(tài)。運算放大器與電阻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 有源電流轉換電壓電路
電容C00的作用是改變相移、防止自激，同時R和C又形成低通濾波器，抑制高頻干擾。由于系統(tǒng)對發(fā)光管的驅動頻率為1kHz，那么為保證RC組成的濾波電路不會造成光敏管電流信號的失真，其截止頻率應遠高于1KHz，即1/2πRC>>1KHz。這里取R=1MΩ，C=40pf，截至頻率約為4KHz。
3.5信號分離電路
經過初級放大后的信號是同時夾雜著兩種不同波長的信號，所以進行兩個信號的分離是信號處理中重要的一步。采用模擬開關可以分離出兩種不同波長的信號，然后將分離后的信號分別進行帶通濾波。經過對比選用模擬開關CD4066，4066具有四路模擬開關，為方便電路圖布局選取了前兩路。
圖3-5 兩路信號分離電路
控制端開關最大速率40MHz，驅動時序的頻率為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腳接時鐘驅動時鐘信號，當控制信號為1時，輸出端OUT等于輸入端IN，;當控制端為0時，OUT端無輸出信號，這樣就能將兩個波長的混合信號分離。然后將直流分量分別送到AD采集，交流信號則送到下面的電路繼續(xù)分離放大。
3.6 帶通濾波器設計
脈搏波的準確測量是脈搏血氧飽和度測量儀的關鍵。脈搏波是準周期信號，頻率范圍為0.1~40 Hz。電路中存在工頻和其他噪聲信號的干擾，因此良好的濾波器對于信號的采集起著至關重要的作用。與傳統(tǒng)的RC濾波器相比，有源濾波器在低頻時的濾波效果更好。選用巴特沃斯二階濾波器來工頻和噪聲干擾信號濾除，由于脈搏中直流量遠遠大于交流量，如果直接放大后在濾波會把交流量給清除掉，因此分頻后的信號先去除直流量，然后再濾掉雜波最后放大到AD采集信號的范圍。
經過光電轉換后的紅光紅外信號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，為此設計了一個截止頻率在13Hz左右的二階低通濾波器來消除脈搏信號中高頻噪聲的干擾。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。同時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)應小于3，否則傳遞函數(shù)
具有右極點則公式變形為
（3-2）
公式（3-2）中，為同相比例電路的放大倍數(shù)。令，Q為電路的品質因素。設通帶的截止頻率為fp,當f=fp時公式（3-2）分母的模為，即
（3-3）
由上式得：
化簡后得截止頻率
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。
經過高通濾波器后，直流分量被去除，剩下交流信號，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放大電路的設計
由于脈搏血氧信號很微弱，雖然經過前級轉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，交流信號還需要進一步放大。并且交流信號通常帶有不同程度的共模干擾，應先將小信號放大，以便于解調和濾波。這就要求放大器應具有低噪聲、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）、低失調電壓（最大為50uV）、低失調漂移（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、低功耗的應用場合。因此選取AD620來實現(xiàn)交流信號的放大。放大倍數(shù)可以達到10000倍，通過外接電阻來調節(jié)，方便電路調試。
放倍數(shù)。經過放大后的信號還會帶有一些雜波，如果直接采集會影響信號的真實性，所以再加上一級低通濾波器然后轉到調整電路，再輸出到AD采集。放大原理圖見圖3-7：
圖3-7 信號放大電路
3.8直流偏置電路
因為脈搏傳感器的前置放大電路使用的是雙電源采集脈搏信號，輸出的脈搏信號中有負電壓值，而單片機是單電源供電，對于負電壓信號無法處理，所以要使用直流偏置電路進行基線調整，把采集的脈搏信號基線電平整體抬高，使輸出的信號變?yōu)檎?。這樣可以使得在單片機上對脈搏信號進行處理時，不至于丟失某一部分的波形，能夠完整的處理脈搏信號。圖3-8所示即為本系統(tǒng)的直流偏置電路，用于將基線信號電平的抬升。采用加法放大電路來實現(xiàn)直流偏置，取參考電壓REF=-2.5V，將信號整體拉低到-2.5V然后再從反向端輸入，就可將負電壓轉換成正電壓。由于前置放大倍數(shù)方便調整，并且精度較高，在這級采取放大倍數(shù)為一的反相放大加法器。即R2=Rf;
圖3-8 直流偏置電路
調整好電壓后，用單片機進行AD轉換。再利用自帶的USB將采集到的數(shù)據(jù)跟電腦或者存儲設備連接。
3.9本章小結
硬件電路的設計是整個設計的關鍵所在，正確電路可以保證采集信號的準確性和穩(wěn)定性。為此在設計過程中查閱了大量的資料，對各種濾波電路和放大電路進行了分析對比，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實驗對比了常用芯片組成的三運放和專用儀表運放對于雜波信號的抑制效果和放大倍數(shù)的線性度。信號的采集轉換電路先后做了兩種方案，最終選取利用運放轉換的方式。剛剛開始選取了較為簡單的電阻轉換模式，并且做了實驗板，測了很久都沒能測到脈搏信號，再通過修改電阻阻值，選取不同型號的接收管、增大反向壓降來實驗都沒能達到效果。最終向指導老師請教，修改了轉換電路，并將信號輸入到濾波器和放大器處理后終于采集到信號。
電路的設計制作過程不僅需要嚴謹?shù)挠嬎?，還需要認真的態(tài)度。對于設計的需要先進行原理上的分析，選取合理的電路方案，做好方案后可以先通過仿真軟件進行電路仿真，檢驗電路的原理是否正確。當原理上確定方案的正確性后，就可以開始電路的制作。對于功能較多、復雜度高的電路可以采取分成各個小模塊來制作，當實驗全部達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，往往需要在實驗板上留有一些檢測點，方便電路的檢測。對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。對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為板子本身的原因導致不良后果。上電后的測量也需要認真細心，因為電路板上的線較多而且細小，如果不小心將電源和地
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