腦組織新陳代謝率高，耗氧量佔全身耗氧量的20％，而且對缺氧特別敏感，短時間缺氧就有可能造成中樞神經系統不可恢復的損傷。心臟病患者，易發心絞痛、心肌梗塞，這兩種情況，多數是因為血管堵塞，導致缺氧造成。心肌一旦缺氧，輕則感到胸悶，喘不上氣來；中度缺氧時，人會感覺心臟痛；重度時就是心肌梗塞了。血液中的氧含量可以用來表徵這些症狀，為適時適當地治療提供參考。因此，血氧含量的實時連續監測以及需補充的氧量確定等方面顯得尤為重要。
本文引用地址：http://www.eepw.com.cn/article/199058.htm目前社會上對血氧飽和度的測量普遍採用光電式脈搏血氧測定法，其原理是檢測血液對光吸收量的變化，測量氧合血紅蛋白(HbO2)佔全部血紅蛋白(Hb)的百分比，從而直接求得SpO2，文中通過參數計算和軟體仿真的方法對核心硬體電路進行了設計和仿真，驗證了此方法可實現無創、實時連續測量，也可作為實體製作參考。
1 總體框架
考慮到便攜，容易測量，採用指夾式Nellcor血氧探頭。光電式脈搏血氧測定法原理是通過檢測交替點亮紅光(660 nm)、紅外光(940 nm)透射過手指的微弱光線，進行光電轉換後，進行I-V轉換、濾波放大，再送往A／D轉換經微處理器處理。總體結構框圖與處理過程如圖1所示。
利用MSP430的2個I／O接口通過H橋電路對紅光和紅外光通路進行導通控制，光二極體可以分時接收透過手指的紅光和紅外光微弱信號，通過串接1 MΩ精密電阻實現I-V轉換，作為濾波放大電路的輸入端，經過一階低通電路提取出直流信號，經過帶通電路提取出有用頻段的交流信號，送由內部具有ADC的 MSP430微處理器進行模數轉換，進行每個周期內紅光交直流信號之比、紅外光交直流信號之比和血氧飽和度的計算。
2 系統硬體架構
2．1 手指量測
在量測部分使用手指作為感測來源，選擇紅光和紅外線作為發射波長。使用光源投射方式，紅光和紅外線位於手指上方，手指下方為光二極體，接收光源的變化。
2．1．1 LED驅動電路
此處的驅動電路是為了順序點亮紅光LED和紅外光LED，為了防止兩種光的相互幹擾，採用間隔一定時間t交替點亮的方法：時序為紅光亮，此時紅外光是熄滅的；t時間後兩燈都處於熄滅狀態；過t時間後，紅外燈亮，此時紅燈熄滅；t時刻後兩燈都熄滅；再過t時刻後，紅燈再亮，紅外燈再滅。以這種時序交替亮滅，讓光二極體對單個燈管的光進行檢測，以儘量減少兩種光的串擾。
2．1．2 光檢測電路
接收電路部分，採用光二極體接受紅光和紅外線信號，光電二極體是一種PN結型半導體元件，當光照射到PN結上時，半導體內電子受到激發，產生電子空穴對，在電場作用下產生電勢，將光信號轉換成電信號。在一定的反向電壓範圍內，反向電流的大小几乎與反向電壓的高低無關。在入射照度一定時，光電二極體相當於一個恆流源，其輸出電壓隨負載電阻增大而升高。可通過串接一精密電阻，將電流轉換為電壓信號。
2．2 信號濾波處理
由於光二極體接收到的信號包括血壓波信號(約0．7～3 Hz)，還有其他的一些幹擾信號，需要分別取出其直流、交流分量。因此設計低通濾波電路取出直流分量，帶通濾波電路取出有用的交流分量，具體的參數設計參照圖2和圖3。
3 各硬體部分參數設計及在Multisim中的仿真結果
3．1 LED驅動電路
檢測光源分別來源於紅光和紅外光，並且要分時發射，因此設計中採用H橋電路對其進行控制，讓二者反向對接，由於二極體的單向導電性，在兩端電壓變化時能保證只有一個二極體導通，電路圖如圖2所示。
如圖2中所示，Q1，Q2，Q3，Q4基極分別通過單刀雙擲開關J1～J4接到相對應的電壓和地，來模擬微控制器的P口輸出電壓對三極體進行控制。 Q1，Q2設計為開關三極體，因基極電流較大，使三極體工作在飽和區，分別處於導通和截止兩種狀態。Q3，Q4基極通過接合適的電壓來實現對集電極電流的控制，工作在放大區，使LED所在支路工作在合適的電流狀態下，如圖2中各支路儀表所示，LED的工作電流控制在6.25 mA，此值可通過調整Vcc，R5，R6的值來得到，各支路的電流、電壓儀表分別列於圖2右側。
J1，J4組成紅光燈通路，J2，J3組成紅外燈的通路，兩種組合分時工作，按照固定頻率順序導通。
3．2 光電轉換及信號處理
光電二極體接反向電壓後串接一個1 MΩ的精密電阻，將微弱的光電流信號轉變為電壓信號，通過一個電壓跟隨器，降低後級電路對該信號的影響，提高帶負載的能力。因有用的血壓波信號約為 0．7～3 Hz，考慮過渡帶的影響，在設計各低通、帶通電路時要對各截止頻率進行合理的設定，電路圖如圖3所示。
由於脈搏信號具有如下特點：(1)信號微弱，易引入背景幹擾。(2)頻率低，主要頻譜分布在20 Hz以內。因此選用一交流信號源來模擬實際信號，在通過電壓跟隨器後，首先通過一階RC低通電路提取出直流信號，截止頻率通過將R1和C2代入公式f0=d.jpg求得為0．015 9 Hz，可通過伯德儀XBP1觀察仿真結果，如圖4所示。
帶通濾波電路首先讓信號通過兩個相同的二階低通濾波電路，讓超過截止頻率的信號以2倍於一階濾波的速率滑落，再通過一階高通濾波電路，使有用的頻率段信號通過。
由於各運放都有負反饋，所以工作在線性區，可利用「虛短」「虛斷」原則對各節點列寫基爾霍夫方程式，整理得到輸出比輸入的關係式，求出比值為0．707時的頻率值，即為該濾波電路的截止頻率。
二階低通濾波電路：下標分別表示圖中各個節點，V10，V7相當於此部分電路的輸入和輸出。
將數值代入C4=C5=C，R2=R3=R，式（1）～式（3）整理為
比值為0．707時的頻率即為截止頻率11.25Hz
一階高通濾波電路：在高頻時電壓增益為.jpg低頻時接近於零，截止頻率.，總體的帶通濾波效果如圖6所示。
對分離出的交直流信號進行模數轉換後由微處理器執行運算，得到—個周期內紅光交直流信號之比與紅外光交直流信號之比的比值。根據血氧飽和度的定義和比爾蘭伯特定律對血氧飽和度進行數學推導，可發現血氧飽和度與該比值的關係只與帶氧與不帶氧血紅素對各色光的吸收係數有關。由此，通過編程使微處理器根據不同的手指透光所對應的比值計算出相應的血氧飽和度。
4 結束語
近紅外雙波長透射式光電脈搏血氧測定法，已得到了業界的普遍認同，可實現對人體血氧量的無創、實時監測。此系統MSP系列微處理器的選擇降低了運行功耗，由於內部自帶一些模數轉換部件可減小整個設計的體積，可真正實現長時間、靈活便攜地測量。通過Muhisim仿真軟體對所設計的電路進行了仿真，仿真結果與理論結果相吻合。
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