使用新型msp430單片機單片脈搏血氧儀設計

1、<p><b>　　畢業(yè)設計（論文）</b></p><p>　　使用新型MSP430單片機單片脈搏血氧儀設計</p><p>　　2015年05月25日</p><p>　院 別計算機與通信工程學院</p><p>　專業(yè)名稱生物醫(yī)學工程</p><p>　班級學號5111126&

2、lt;/p><p>　學生姓名瞿佳楠</p><p>　指導教師賀忠海</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，是一個非常重要的生理指標。脈搏血氧儀是一種無創(chuàng)、連續(xù)、方便的測量血氧飽和度的儀器，在各種醫(yī)療場所都有廣泛的應用，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，通過有創(chuàng)與無創(chuàng)進行對比，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)字信號處理技術及這種技術的優(yōu)越性。其次著重介紹無創(chuàng)血氧飽和度的測量理論基礎朗伯—比爾定律及分光度的測量。</p><p>　　本設計通過一個傳感探頭連接手指進行數(shù)據(jù)采集，然后將數(shù)據(jù)傳輸

4、到單片機進行計算，最終于計算機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完全模擬前端AFE4400，此器件包含一個具有集成模數(shù)轉(zhuǎn)換器的低噪聲接收器通道、一個LED發(fā)射器件。AFE4400具有針對傳感器以及LED故障的診斷功能，可進行靈活的脈沖排序和定時控制，具有高動態(tài)范圍的接收通道，13個無噪聲位，因此AFE4400適用于集成式故障檢測，如光電二極管和 LED 開路與短路的檢測，是一種適用于低成本血氧儀的模擬前端。</p

5、><p>　　關鍵詞：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 本設計的研究意義及主要內(nèi)容4</p><p>　　2 脈搏血氧飽和度的測量原理和方法5</p><p>　　2.1光電測量原理5</p><p>　　2.1.1朗伯比爾定律及其應用5</p><p>　　2.1.2血氧飽和度的測量原理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)的血氧飽和度測量方法9</p><p>　　2.4改進的血氧飽和度測量方法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個體的差異11</p><p>　　3系統(tǒng)的硬件設計13</p><p>　　3.1 傳統(tǒng)脈搏血氧儀測量系統(tǒng)13</p><p>　　3.2 總體方案的設計思想和系統(tǒng)框圖13</p><p>　　3.2.1ＭＣＵ的選擇14</p>

17、;<p>　　3.2.2探頭驅(qū)動15</p><p>　　3.2.3信號檢側(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血氧模塊軟件設計23</p>

18、<p>　　4.1總體設計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時序控制程序24</p><p>　　4.5按鍵程序設計25</p><p>　　4.6數(shù)值計算并顯示程序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，人類生命活動的基礎是氧，血氧飽和度一個非常重要的生理指標，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)病嚴重時還有可能會危及生命，其中缺氧是導致死亡的直接原因。</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)護中常常代替自然飽和度（SpO2）。</p><p><b>　?。?-1）</b></p><p>　　脈搏血氧儀所測的血氧飽和度一般為SaO2。目前脈搏血氧儀是一種測量人體血氧量的醫(yī)療方面的設備，已得到相當大的普及。脈搏血氧儀是簡單、方便、無創(chuàng)的實時測量，取代有創(chuàng)血壓測量方法。血氧飽和度能夠持續(xù)估計含氧量，使得它在快速連續(xù)的手術過程中提供血氧飽和度

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

25、儀有很大作用，能夠減少對腦、眼、肺等器官的傷害，起到氣道處理及呼吸復蘇的效果。因此血氧儀對于任何因素造成的血氧偏低，可以及時發(fā)現(xiàn)，是非常有用的醫(yī)療檢測儀器。</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，因此對脈搏血氧儀關于低功耗、微型化、高性能的要求越來越迫切。本文將討論實現(xiàn)便攜式脈搏血氧儀實現(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，使用血氣分析儀。經(jīng)過電化學分析法后測量出血氧飽和度值，因為有創(chuàng)法必須進行插管或插入動脈，對人</p><p>　　有很大傷害，同時電化學分析是需要經(jīng)過一個很長過程，花費代價很大，并且是間斷的監(jiān)測，然而電化學法能夠精確測出的血氧飽和度的值，因此在一些需要精準的血氧飽和度值的地方，比如說深低溫停循環(huán)手術以及生產(chǎn)

27、過程中胎兒的監(jiān)測等。無創(chuàng)血氧飽和度測量的基礎光電檢測原理，光電檢測原理是檢測到的人體內(nèi)動脈血量呈周期性變化是因為心臟的跳動。因為Hb和HbO2吸收紅光和紅外光比率不同，而測量光電容積脈搏波導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)測者帶來痛苦，且不能連續(xù)監(jiān)測，然而無創(chuàng)法安全可靠，能夠?qū)崟r連續(xù)測量，并且快速簡單及沒有傷害，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)實時檢測人體的血氧飽和度的光學儀器?；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行計算而進行的血氧儀為無創(chuàng)檢測血氧儀，而朗伯比爾定律描述的光傳播過程中與物質(zhì)濃度的關系。從19世紀開始，通過對氧合血紅蛋白和脫氧血紅蛋白的光譜特性的不同而來測量血氧飽和度，這種原理是比爾朗伯定律，到如今，這個朗伯比爾定律依然還是我們測量血氧儀的基礎理論。在1932 年，兩

29、位科學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量耳部的探頭，這個探頭第一次成功的測量血氧飽和度，然而這種測量方法有一個巨大的缺陷即測量過程緩慢，且每次用前都要重新校準，同時這個探頭對動脈血和靜脈血不能明顯分辨。1942，在這基礎上結(jié)合探針加入加熱功能的耳勺，他在空中使用血氧儀對飛行員的血氧飽和度測量。7年后，Wood更是將耳朵處的學全部擠走，這樣他就可以

30、獲得絕對零點，然后用他 發(fā)明的脈搏血氧儀來測量血氧飽和度，這個血氧儀需要很穩(wěn)定的光源，同時每次使用前都需要進行細致的調(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，并且可以進行24小時實時監(jiān)護，在此基礎上，又出現(xiàn)了一種可以進行無線傳輸?shù)难鮾x，并且在抗干擾方面也有很大進展，在血氧儀的研

31、發(fā)上遠遠領先。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，只有日本這個國家在血氧儀這方面有一些成果。雖然在中國，有很多大學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)方面有很大進展，比如說全功能血氧測試儀,這是醫(yī)療器械這行業(yè)內(nèi)第一個自己研發(fā)的探頭分析儀,而且可以用光學模擬手指，能夠單獨全面的測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)護儀的輸出，在一個學校，東南大學開發(fā)的無創(chuàng)血氧飽和度監(jiān)測系統(tǒng)，中國醫(yī)學科學院和協(xié)和醫(yī)科大學共同發(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治療儀和和數(shù)字式脈搏血氧飽和度測量系統(tǒng)，從這些工具的設計，大部分的設計已接近或達到國際水平。然而從總體來看，我們國內(nèi)研制血氧測量儀的人不是很多,同時國內(nèi)研發(fā)的的脈搏血氧儀從精準度、抗干擾性、穩(wěn)定性、可重復性等方面處處不如國</p><p>　　近年來，由于市場的需要

33、，便攜式無線血氧監(jiān)測逐漸取代了有線血氧儀。數(shù)字探頭光學頻率轉(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，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。模擬信號需要經(jīng)過預處理和放大后送AD采樣，然后由MCU作各種信號處理最終得出正確的測量結(jié)果，而數(shù)字信號只需要對探頭輸出的信號頻率進行分析和計數(shù)，然后進行相應的數(shù)字信號處理即可?？梢院苊黠@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，但是數(shù)字探頭對傳統(tǒng)的信號采集和分析理論又是一個挑戰(zhàn)，需要用全新的信號分析方法去處理信號。</p><p>　　1.4 本設計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量方式。傳統(tǒng)血氧儀的測量原理是近似估記出來的，所以這樣會給最終結(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雜，系統(tǒng)的穩(wěn)定性和精確度有很大誤差。</p><p>　　本設計主要采用動態(tài)光譜方法進行脈搏血氧的測定，并且使用集成電路和微處理器，采用數(shù)字信號處理技術進行數(shù)據(jù)處理，所以能夠得到實時準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資料，說明了無創(chuàng)測量法的理論基礎，朗伯比爾定律，光電測量原理和容積脈搏波描記法。</p><p>　　（2）主要介紹血氧儀的硬件設計。從各個模塊進行詳細描述，并且以原理圖的形式進行直觀說明，主要對硬件的優(yōu)勢進行闡述。</p><p>　?。?）主要介紹血氧儀的軟件設計，包括定時器設置、串口設置、AD轉(zhuǎn)換設置、初始化設置、檢測設置、顯示設置、按鍵設置等。全部軟件體系達成

37、了數(shù)據(jù)的收集與傳輸、算法設計等簡化了運算進程。</p><p>　?。?）對全文進行總結(jié)。</p><p>　　2 脈搏血氧飽和度的測量原理和方法</p><p>　　脈搏血氧飽和度的檢測有兩個基本原理,一個是光電測量原理,Hb和HbO2對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)生的動脈血的變化。</

38、p><p><b>　　2.1光電測量原理</b></p><p>　　光電測量理論基礎主要根據(jù)為朗伯比爾定律,利用組織對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，透射光強與入射光強的關系為</p><p><b>　?。?-1）</b></p><p>　　我們用字母代替參數(shù)，其中吸光度為A，入射光的強度是I0，透射光的強度為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>　?。?）吸收過程中物質(zhì)沒有相互作用</p><p>　?。?）只考慮吸收過程當中的輻射作用,不考慮散射、熒光及光化學等作用。</p><p>　　(2)朗伯比爾定律的應用</p><p>　　1.單一組織成分的測定</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備測量的物質(zhì)的吸收曲線圖,然后在最大吸收波長λmax處進行測量。我們所采用的方法多為標準曲線法。在這種情況下,我們首先能夠繪制一張準備測量的物質(zhì)的吸收曲線圖,然后在最大吸收波長λmax處進行測量。我們所采用的方法多為標準曲線法。</p><p>　　2.多種組織成分的測定</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,可以單獨的在每種物質(zhì)的最大吸收波長λmax處測定,這種方法和單一組織成分測定的方法一樣。</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，在一個特定波長處測得的吸光度為每種的吸光度的相加,此時我們可以列方程組來計算結(jié)果。假設有兩種成分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,測量溶液的吸光度,此時再列方程組,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,我們可以用類似方法進行計算,然而物質(zhì)種類的越多,測量的誤差也會越來越大。</p><p>　　2.1.2血氧飽和度的測量原理</p><p>　　血氧飽和度的測量的基本是原理為朗伯比爾定律，當入射光強是I0的光，,透射光的強度是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>　　（2-6）</b></p><p>　　其中吸光率 （2-7）<

47、;/p><p>　　為了簡化上述公式，可已選擇兩種光交匯點出，即k1=k2,式子（2-6）可簡化為：</p><p><b>　?。?-8）</b></p><p>　　其中A，B為常數(shù),可以從實驗中獲得。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)曲線的交點處,可對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用于動脈中的血,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。所以在實際檢測血氧飽和度時,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>　　氧合血紅蛋白對光的吸收系數(shù)與脫氧血紅蛋白對光的吸收系數(shù)存在很大的差距，并且同一種蛋白對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>　　血氧飽和度的測量軟件一般提取和分析的信號是光電脈搏波，所以為了保證提取信號的精準度

50、，我們需要對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造成血管內(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，血液大量流入動脈血管。</p><p>　　BC：在心室緩慢射血期，此時流入動脈中的血慢慢變少，因為離開動

51、脈的血量多于進入動脈的血量，所以血管中的血量變小。</p><p>　　CD：在心室舒張期，動脈中的血液向心室的方向逆流，室外壓大于室內(nèi)壓，造成動脈瓣的關閉，逆流血液造成動脈根部擴張，同時因為關閉的主動脈瓣，而遭到阻擋最終導致反折波的出現(xiàn)。</p><p>　　DE：在心室舒張后期，動脈瓣打開，血液由動脈向心室流去，動脈中的血流減少。</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)口的檢驗測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)。當一束特定波長的光照射在指尖時, 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度減少，是因為光通過皮膚、肌肉和其他組織以及血液而被吸收,，然而光通過動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。這是因為動

53、脈血的容積在心臟的收縮、舒張下是周期性改變的。當心臟在收縮狀態(tài)時血管中的血容量達到最大值,此時對光的吸收最多,所以光電接收器接收到的光的強度最小。而在心臟舒張時,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度最大,總而言之，光電接收器所收到的光的強度是呈周期性變化主要原因為動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度變化信號轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?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。因為我們所測的容積脈搏波，一般測量的是分布在微血管當中的血流,例如微動脈、毛細血管等，所以測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信號光吸收示意圖</p><p>　　2.3傳統(tǒng)的血氧飽和度測量方法</p><p>　　根據(jù)上文基于朗伯比爾定律的光電測量理論和光電容積脈搏

55、波描記法理論,因為心臟收縮和舒張, 動脈血管中的血液容積也隨之發(fā)生改變,因此動脈血的光程d也隨之變化,最終動脈血的透射光的強度也發(fā)生變化。因為傳統(tǒng)的脈搏血氧飽和度的測量方法是把不是動脈血的成分看成是吸收光強不隨時間而變化的，例如靜脈血、肌肉、骨骼、皮膚等,在真正測量過程中這些成分的光強以直流分量DC表示，而動脈血的光強以交流分量AC表示。血氧飽和度的測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>　　假設沒有因為散射、反射等原因而導致的光強的減少,我們可以根據(jù)朗伯比爾定律,當動脈不搏動時,一個波長為λ入射光強為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。當心臟收縮時,血管舒張,動脈光程增加了,透射光強由之前的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，所以動脈血的吸光度的變化為：</p><p><b>　?。?-10）</b></p><p>　　因為接收到的透射光的光強中交流分量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、似假設為：</p><p><b>　?。?-11）</b></p><p>　　傳統(tǒng)的血氧飽和度的測量方法具有較大誤差，首先是因為不跟著時間而改變的光強度用直流分量DC表示，可是在真實測量過程當中，直流分量DC受入射光強、探頭壓力和和個體差異（脂肪的厚度與其光學特性等）的影響，因此對產(chǎn)生了很大的誤差。其次實際測量結(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)，所以測量結(jié)果只能達到10-2的精度。而最重要的是近似推導得到的，在理論上就存在著根本誤差。</p><p>　　2.4改進的血氧飽和度測量方法</p><p>　　傳統(tǒng)的血氧飽和度測量基礎是朗伯比爾定律，然而人體情況復雜，由動脈血、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脈血

60、中呈周期性變化，所以測得的信號強度也作周期性變化，把它稱為交流分量。然而肌肉、骨骼、皮膚等由于個體的差異和環(huán)境的變化而有很大的差別。</p><p>　　在實際的應用中，我們可以通過計算得到R值，然后通過定標檢驗獲得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

61、比率為1時，血氧飽和度值約85％。</p><p>　　圖2-4動脈血氧飽和度和R值的關系圖</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)境光時會對電路產(chǎn)生很大影響，通常我們會采用光調(diào)制技術使光的強度、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，再按時間進行信號采樣，把得到的數(shù)據(jù)和設好的參數(shù)進行對比，我們采樣的條件是信號最高次諧波頻率的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。</p><p>　　2.5.2個體的差異</p><p><b

63、>　　1. 弱灌注</b></p><p>　　當病人的脈搏過于微弱，血氧儀測量到的信號的交流分量非常小，即信噪比很低，這種情況下脈搏血氧儀測不出精準的血氧飽和度的值，這是因為當交流分量與直流分量的比值小于千分之一是，R值得計算結(jié)果很不精確，血氧飽和度就不能正確得到。此時可以通過舍入誤差和提高分辨率的方法提高測量結(jié)果的精確度。舍入誤差是在計算R值時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

64、的發(fā)光二極管和更加精準的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。</p><p><b>　　2. 靜脈搏動</b></p><p>　　目前所有的血氧儀都只把動脈搏動視為交流分量，實際上靜脈也有搏動，我們不能區(qū)分靜動脈，只是假設所有的交流分量來自于動脈搏動，然而我們在一個人的不同部位測量，所得的血氧值也是不一樣的。我們一般在測量血氧飽和度時選擇指尖，這是因為指尖具有的動脈很多,而且指尖中的其他

65、組織成分消耗的氧氣較少,所以此時測得的血氧飽和度的值，我們一般直接看成動脈血的血氧飽和度的值。</p><p><b>　　3系統(tǒng)的硬件設計</b></p><p>　　3.1 傳統(tǒng)脈搏血氧儀測量系統(tǒng)</p><p>　　傳統(tǒng)脈搏血氧儀測量系統(tǒng)在測量時在精準度、穩(wěn)定性和重復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，更是因為

66、它處理信號的方法有不足。傳統(tǒng)脈搏血氧儀測量系統(tǒng)對信號的分析與處理一般是通過復雜的模擬電路來實現(xiàn)的，該模擬電路包括信號的采集，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。這樣的電路設計提高了設計者的設計難度，而且血氧儀的體積和成本也會大大增加，更重要的是系統(tǒng)的誤差和功耗也會增加。</p><p>　　3.2 總體方案的設計思想和系統(tǒng)框圖</p><p>　　硬件設計包

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>　　我們在使用脈搏血氧儀時,首先一邊將MSP43OF5529定時向光源驅(qū)動模塊發(fā)送一個探測信號，一邊將光敏二極管所接收到得透射波

68、的光強信號進行檢測，通過檢測的值來判斷手指是否放入。這個數(shù)值不是隨便得出的，而是通過實驗測出的。當發(fā)現(xiàn)到手指沒有放入探頭內(nèi)，則等待下一次的測量,利用這種方式可以降低能量損耗。而當發(fā)現(xiàn)有手指放入后我們則開始測量。</p><p>　　在進行測量時，我們選擇的指尖的位置，探頭包括兩個發(fā)光二級管，一個紅色LED發(fā)出的可見光，和其他發(fā)射紅外LED。MCU按時序輸出兩個周期性的脈沖信號，通過AFE驅(qū)動發(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)換為與光的強度成比率的脈沖信號，然后將此信號傳至MCU的I/O口。MCU對此信號進行累計計時和計數(shù)主要靠內(nèi)部的時鐘和計時器。MCU依靠檢測到的光脈沖周期和波動量來求得直流分量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LED燈以500次每秒時分復用，因此兩個

70、的LED燈交替激活PIN二極管。PIN 二極管發(fā)出的信號經(jīng)過OA0和OA1兩個運算放大器進行放大。經(jīng)過兩個運算放大器而輸出的信號被ADC12 采樣，然后被正確排序，MCU再分開紅外光和紅光這兩個成分。SaO2的值和心率值在LCD上進行讀出。實時采樣數(shù)據(jù)也通過RS232傳輸?shù)絇C。一個單獨的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，這個芯片具有高度集成的USB層，并且支持USB 2.0。同時，該芯片具有一個12位的模數(shù)轉(zhuǎn)換器,四個16位的定時器，2個通用串行通信接(USCI)。此外還有硬件乘法器、DMA、63個I / O口線等模塊而且還可以實現(xiàn)實時的時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。其中包括七個源操作數(shù)和四個目的操作數(shù)的尋址模式。該處理器能夠提供的16個寄存器，所以能夠減少指令執(zhí)行的時間。而寄存器到寄存器的執(zhí)行時間為一個時鐘周期。R0、R1、R2、R3這四個寄存器為專門的程序計數(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經(jīng)過

73、數(shù)據(jù)地址控制總線。MSP430有一個高耗能模式和六個低耗能模式，這幾種模式都可自己選擇。MSP430的內(nèi)存RAM分為多個區(qū)，而每一個獨立的區(qū)都能夠獨自關上來防止數(shù)據(jù)的丟失。同時處理器擁有8個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位都是獨立編程，所以這個處理器能夠進行各種組合的輸入、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)動的可能。<

74、;/p><p>　　MSP430F5529有80個引腳，體積較小,適合微型化設計，并且具有高性能、低功耗、高性價比,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</b></p><p>　　探頭驅(qū)動有LED驅(qū)動電路和探頭520-1011N。有兩個 LED 燈，一個LED燈發(fā)出可見紅光，另一個發(fā)出紅外光。這

75、兩個 LED 被背對背放置在 Nellcor 兼容探頭的電路中。使用一個 H 橋來打開兩個LED燈。從圖 2 我們可詳細了解該電路。通過Port 2.2 和 Port 2.3啟動這個電路。通過 DAC0 控制 LED 的電流，繼而控制LED輸出的光。 這整個電路是時分復用的。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。當引腳5或引腳10被設置

76、低電平時則不能輸出 DAC0 信號，它。每一個晶體管的基極都設置一個下拉電阻，這樣當該晶體管沒有被選擇時，該晶體管保持關上。</p><p>　　圖3-2為LED驅(qū)動電路。</p><p>　　圖3-2 LED驅(qū)動電路</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。這個插口是和探頭520-1011N相連的。在程序運行過程中,兩口TB1、TB2是以一段時間輪流輸出信號,來驅(qū)動紅光和紅外光發(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。當引腳5或10沒有當選為輸出信號的引腳時,一邊這些引腳會設置為高阻態(tài)，一邊在兩個三極管基極處添加的下拉電阻，使三極管在空閑時關閉,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將收到的光強傳送到MCU。通過這些引腳來設置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采集和處理模塊可以控制透射光的信號在恰當范圍內(nèi),對我們后續(xù)處理信號的處理有很大影響。</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>　　這個探頭用起來十分容易，因為它的集成傳感器只有手指甲那么大。探頭的輸入是一個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MCU的接口就可以使用。</p>

80、<p>　　3.2.3信號檢側(cè)處理模塊</p><p>　　信號檢測處理模塊包含：信號放大電路和LED光強控制電路，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)部集成對微弱信號進行放大模塊，對交流分量直流分量分離模塊和模數(shù)轉(zhuǎn)換，還有對數(shù)據(jù)采集和分析模塊。這些信號檢測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過程。</p&g

81、t;<p>　　圖3-4 AFE集成LED驅(qū)動電路和光電二極管信號</p><p>　　TI的AFE4409，集成LED驅(qū)動電路和光電二極管信號都調(diào)節(jié)電路在單個封裝中，這種新一代的AFE能夠驅(qū)動LED的電流在使用H橋的配置能夠驅(qū)動高達150毫安/腿部，具有短路保護。它們也可以增加動態(tài)范圍大于105分貝并創(chuàng)建一個電流基準獨立的紅外和紅色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)包含一個集成模數(shù)轉(zhuǎn)換器、一個發(fā)射部件，能夠針對傳感器以及發(fā)光二極管的故障進行檢測診斷。而且這個芯片能夠配置定時控制器，使得人們能夠定時使用血氧儀。而且還擁有一個低抖動時鐘。AFE4409通過 SPI? 接口與微控制器進行通信。</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，性價比較高的理想芯片。</p><p>　　(1)采樣和調(diào)整 PIN 二極管信號</p><p>　　光二極管從接收到的光中產(chǎn)生電流。電流信號通過一個跨阻放大器被放大。作為三個內(nèi)置的運算放大器第一個，OA0的作用是放大該信號。由于電流信號很小，放大器具有低漂移電流是重要的。 </p>&l

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

85、 的電平來使 OA0 在預定范圍內(nèi)輸出。正常的紅色LED和紅外LED在預定的范圍內(nèi)單獨控制，所以這兩個 LED 能夠輸出在一個小的范圍內(nèi)彼此匹配的光。 </p><p>　　并對OA0輸出交流部分放大的提取是由二級OA1執(zhí)行。直流跟蹤濾波器提取出信號中的直流部分，同時把它作為 OA1 的偏移進行輸入，因為 OA1 是用來放大它識別的兩個終端信號之間的差值，是以最終濾除了直流信號，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。這需要被過濾掉以后。</p><p>　　(2)硬件的時分復用</p><p>　　Timer A 作為一個定時器來控制復用序列和自動啟動ADC轉(zhuǎn)換。 </p><p>　　中斷了 CCR0之后，初始化一個新的 LED 序列同時進行下面操作： </p><p>　　?DAC1

87、2OPS 作為DAC12_0的控制位，進行置位或清零是看哪一個LED被啟動。端口2被設置來點亮相應的LED。 </p><p>　　? DAC12_0 重新設置一個符合相應的光強水平的新值 </p><p>　　? DAC12_1 是設置輸出對某個特定 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 的強度被調(diào)整，當兩個 LED 的 OA0 輸出相同數(shù)值時而DAC12_1 信號會變?yōu)橐粭l直線。 </p><p>　　ADC 轉(zhuǎn)換被自動觸發(fā)。它采樣兩個，其中一個為針對直流跟蹤的 OA0的 輸出，另一個為 OA1的輸出，根據(jù)這兩個輸出來計算心率和含氧飽和度。通過設置 ADC 控制寄存器中的 MSC 位，利用里面的采樣計時器順位采樣這兩個輸出

89、。 </p><p>　　為了節(jié)省電力，中斷可以在ADC轉(zhuǎn)換的單片機來完成的過程中產(chǎn)生的，通過清除dac12_0告訴LED關閉。</p><p>　　(3)交流部分的信號調(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 LED 信號以 500 sps 速率被采樣。 <

90、/p><p>　　OA1 輸出采樣必須去掉直流分量。因為所需的截止頻率極其低，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 IIR 濾波器被用來跟蹤直流電平。然后直流被從輸入信號中減去來得到最終的交流數(shù)字信號。 </p><p>　　采樣的信號被數(shù)字濾波來去掉 50Hz 和以上的環(huán)境噪聲。 一個轉(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>　　在這個階段，信號類似于通過動脈的心跳脈沖。</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階躍性的變化，在一段時間后輸出值與輸入值相同。 而變化率由系數(shù) K 決定。 K 通過實驗得到。 </p>&l

92、t;p>　　所以當輸入電流有交流部分和直流部分兩個部分構(gòu)成， 系數(shù) K 會相當小來產(chǎn)生相對于交流部分頻率的時間常數(shù)。一段時間以后，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態(tài)范圍，計算在雙精度下完成，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)變再進行使用。ASlll7L變壓芯片是ALPHA半導體公司生產(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，而且還會隨著電流的減小而減小，所以干擾較小。同時ASlll7L輸出波紋小的穩(wěn)態(tài)電壓，且外

94、接電路簡單，性價比高。因為電源可能會對MCU的信號處理有所干擾，所以在芯片引腳周圍放置濾波電容, 可以有效避免干擾，提高測量值的準確性。</p><p>　　圖3-5 ASlll7L變壓模塊</p><p><b>　　3.2.5通信鏈接</b></p><p>　　MSP43OF5529芯片包含兩個引腳URXDO和UTXDO是能夠進行異步傳輸

95、通訊的接口,然后通過RS232芯片和電腦進行數(shù)據(jù)通信。我們所選取的能夠進行電平轉(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。因為它外接元器件最少,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，必須額外設計對應的液晶驅(qū)動電路。然而MSP430F5529芯片內(nèi)部已經(jīng)包含LCD驅(qū)動模塊,所以只要將買回的通用的LCD模塊，其中LC

98、D一048方便簡單，只要將引腳與單片機對應引腳相連，就能顯示數(shù)據(jù)。</p><p>　　圖3-8 LCD顯示</p><p><b>　　4血氧模塊軟件設計</b></p><p><b>　　4.1總體設計</b></p><p>　　前面一章我們從硬件部分的總體設計到每個模塊的設計，然而要讓系統(tǒng)

99、運行出來，能測出血氧飽和度，還需要進行軟件的設計。軟件的設計包括控制硬件系統(tǒng)的運行以及對信號的采集與處理。而硬件控制包括了系統(tǒng)書序控制及每個模塊的控制。信號的采集與處理包括信號濾波放大等預處理及血氧飽和度的計算。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>　　當脈搏血氧儀開始工作時，首先芯片開始初始化，即每個模塊設置初始值。出售完成后，系統(tǒng)開始循環(huán)檢測,即系統(tǒng)按照一定的時間間隔探測手指是否放入探頭，如果接收到的透射光的強度超過已經(jīng)設置好的閥值，說明手指沒有放入探頭,即檢測沒有開始。此時系統(tǒng)就會關閉發(fā)光二極管停止測量,準備下次定時器觸發(fā)。而當檢測到有手指放入，我們還需要判斷接收到的透射光的強度在不在一個合適范圍內(nèi)。如果透射光的強度較小,需要用光控電路控制發(fā)光二級管變亮, 如

101、果透射光的強度較大, 需要用光控電路控制發(fā)光二級管變暗。調(diào)整發(fā)光二極管的強度的方法是先大略調(diào)再一點點調(diào)，直到發(fā)光二級管的發(fā)光強度最適合。得到合適的透射光強度后，系統(tǒng)開始正式循環(huán)采集。系統(tǒng)讓紅光二級管和紅外光二極管交替發(fā)光，然后對接收的信號進行放大、濾波,模數(shù)轉(zhuǎn)換，分流出交流信號數(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)光二極管只要一個固定的值

102、。如果當遇到手指很粗或很細，接收到的信號就會因為過大或過小而不能進行接下來的處理。本文的脈搏血氧儀可以通過MCU調(diào)節(jié)電流強度以調(diào)節(jié)發(fā)光二級管的亮暗,能夠靈活變化,使每一次的光強但是最合適的光強，所以我們就可以獲得很好的光敏信號，這對于后續(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>　　當脈搏血氧儀開始工作時,MCU會對LCD開始初始化。LC

103、D的每個顯示引腳會被程序點亮。因為我們用的LCD是段碼LCD,所以我們只需要提前確定每一個顯示字的值通過宏定義。因為我們只要顯示數(shù)字,所以只需要確定十六進制的16個數(shù)值。每當要顯示某一個數(shù)字時直接通過宏定義送到顯示驅(qū)動。系統(tǒng)會自動顯示的數(shù)字。</p><p><b>　　4.4時序控制程序</b></p><p>　　系統(tǒng)的時序控制主要是通過MCU的通用定時器模塊Ti

104、merAO實現(xiàn)的。圖4-2</p><p>　　就是系統(tǒng)部分時序圖。</p><p>　　圖4-2系統(tǒng)部分時序圖</p><p>　　控制信號在中斷服務程序中設置的定時器中斷服務程序，使紅色發(fā)光管和紅外發(fā)光管發(fā)出交替控制發(fā)光強度。而系統(tǒng)的三級運放電路則負責對采集的信號濾波放大分離,最終將所需的交流脈搏波信號值送單片機進行計算。</p><p>

105、;<b>　　4.5按鍵程序設計</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)值計算并顯示程序</p><p>　　通過三級運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。對其

106、進行移動平均處理之后,系統(tǒng)將從中算出若干個最大最小值并比較最值的差值是否處于預定的閉值范圍內(nèi),以剔除運動偽差和其他干擾,計算出紅光和紅外光的透射光的最大值Imax和Imax‘,和因為心臟跳動導致的透射光強最大變化量△Imax和△Imax‘。之后按照所述公式就可計算出相應的血氧飽和度值。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、測量出來的血氧飽和度值和脈率值送到LCD進行顯示"測量的數(shù)據(jù)還通過串口或者USB口傳輸給上位機，上位機可利用其強大的數(shù)據(jù)處理能力對所測數(shù)據(jù)做進一步處理,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、設計一套能應用于臨床監(jiān)護、社區(qū)家庭的便攜式脈搏血氧儀。論文以MSP430F5529微處理器進行信號處理與控制，以完全集成模擬前端AFE4400實現(xiàn)信號的采集和調(diào)理，在GUI平臺上進行信號的分析和處理。主要完成的工作如下：</p><p>　?。?）通過對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，在這個的基礎上提出改進后的飽和度測量理論，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

109、量的精準度。</p><p>　?。?）對儀器進行的硬件設計包括兩個部分：基于MSP430F5529微處理器信號的處理與控制硬件電路設計和基于AFE4400完全模擬前端信號的采集與調(diào)理硬件電路設計。前者主要包括光源及其驅(qū)動電路的設計、電路板供電設計、串口設計及外設USB的設計、 外接存儲設備設計及鋰電池充電管理設計、液晶模塊及其驅(qū)動電路設計。后者主要包括模數(shù)轉(zhuǎn)化電路設計、LED發(fā)射部件、故障診斷電路設計