血氧儀核心硬件電路設計及Multisim仿真

腦組織新陳代謝率高，耗氧量占全身耗氧量的20％，而且對缺氧特別敏感，短時(shí)間缺氧就有可能造成中樞神經(jīng)系統不可恢復的損傷。心臟病患者，易發(fā)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(lái)；中度缺氧時(shí)，人會(huì )感覺(jué)心臟痛；重度時(shí)就是心肌梗塞了。血液中的氧含量可以用來(lái)表征這些癥狀，為適時(shí)適當地治療提供參考。因此，血氧含量的實(shí)時(shí)連續監測以及需補充的氧量確定等方面顯得尤為重要。

目前社會(huì )上對血氧飽和度的測量普遍采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)占全部血紅蛋白(Hb)的百分比，從而直接求得SpO2，文中通過(guò)參數計算和軟件仿真的方法對核心硬件電路進(jìn)行了設計和仿真，驗證了此方法可實(shí)現無(wú)創(chuàng )、實(shí)時(shí)連續測量，也可作為實(shí)體制作參考。

1 總體框架

考慮到便攜，容易測量，采用指夾式Nellcor血氧探頭。光電式脈搏血氧測定法原理是通過(guò)檢測交替點(diǎn)亮紅光(660 nm)、紅外光(940 nm)透射過(guò)手指的微弱光線(xiàn)，進(jìn)行光電轉換后，進(jìn)行I-V轉換、濾波放大，再送往A／D轉換經(jīng)微處理器處理?？傮w結構框圖與處理過(guò)程如圖1所示。

利用MSP430的2個(gè)I／O接口通過(guò)H橋電路對紅光和紅外光通路進(jìn)行導通控制，光二極體可以分時(shí)接收透過(guò)手指的紅光和紅外光微弱信號，通過(guò)串接1 MΩ精密電阻實(shí)現I-V轉換，作為濾波放大電路的輸入端，經(jīng)過(guò)一階低通電路提取出直流信號，經(jīng)過(guò)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(jìn)行模數轉換，進(jìn)行每個(gè)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 系統硬件架構

2．1 手指量測

在量測部分使用手指作為感測來(lái)源，選擇紅光和紅外線(xiàn)作為發(fā)射波長(cháng)。使用光源投射方式，紅光和紅外線(xiàn)位于手指上方，手指下方為光二極體，接收光源的變化。

2．1．1 LED驅動(dòng)電路

此處的驅動(dòng)電路是為了順序點(diǎn)亮紅光LED和紅外光LED，為了防止兩種光的相互干擾，采用間隔一定時(shí)間t交替點(diǎn)亮的方法：時(shí)序為紅光亮，此時(shí)紅外光是熄滅的；t時(shí)間后兩燈都處于熄滅狀態(tài)；過(guò)t時(shí)間后，紅外燈亮，此時(shí)紅燈熄滅；t時(shí)刻后兩燈都熄滅；再過(guò)t時(shí)刻后，紅燈再亮，紅外燈再滅。以這種時(shí)序交替亮滅，讓光二極體對單個(gè)燈管的光進(jìn)行檢測，以盡量減少兩種光的串擾。

2．1．2 光檢測電路

接收電路部分，采用光二極體接受紅光和紅外線(xiàn)信號，光電二極管是一種PN結型半導體元件，當光照射到PN結上時(shí)，半導體內電子受到激發(fā)，產(chǎn)生電子空穴對，在電場(chǎng)作用下產(chǎn)生電勢，將光信號轉換成電信號。在一定的反向電壓范圍內，反向電流的大小幾乎與反向電壓的高低無(wú)關(guān)。在入射照度一定時(shí)，光電二極管相當于一個(gè)恒流源，其輸出電壓隨負載電阻增大而升高?？赏ㄟ^(guò)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

由于光二極體接收到的信號包括血壓波信號(約0．7～3 Hz)，還有其他的一些干擾信號，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 各硬件部分參數設計及在Multisim中的仿真結果

3．1 LED驅動(dòng)電路

檢測光源分別來(lái)源于紅光和紅外光，并且要分時(shí)發(fā)射，因此設計中采用H橋電路對其進(jìn)行控制，讓二者反向對接，由于二極管的單向導電性，在兩端電壓變化時(shí)能保證只有一個(gè)二極管導通，電路圖如圖2所示。

如圖2中所示，Q1，Q2，Q3，Q4基極分別通過(guò)單刀雙擲開(kāi)關(guān)J1～J4接到相對應的電壓和地，來(lái)模擬微控制器的P口輸出電壓對三極管進(jìn)行控制。 Q1，Q2設計為開(kāi)關(guān)三極管，因基極電流較大，使三極管工作在飽和區，分別處于導通和截止兩種狀態(tài)。Q3，Q4基極通過(guò)接合適的電壓來(lái)實(shí)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(tài)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(guò)調整Vcc，R5，R6的值來(lái)得到，各支路的電流、電壓儀表分別列于圖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(shí)工作，按照固定頻率順序導通。

3．2 光電轉換及信號處理

光電二極管接反向電壓后串接一個(gè)1 MΩ的精密電阻，將微弱的光電流信號轉變?yōu)殡妷盒盘?，通過(guò)一個(gè)電壓跟隨器，降低后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(guò)渡帶的影響，在設計各低通、帶通電路時(shí)要對各截止頻率進(jìn)行合理的設定，電路圖如圖3所示。

由于脈搏信號具有如下特點(diǎn)：(1)信號微弱，易引入背景干擾。(2)頻率低，主要頻譜分布在20 Hz以?xún)?。因此選用一交流信號源來(lái)模擬實(shí)際信號，在通過(guò)電壓跟隨器后，首先通過(guò)一階RC低通電路提取出直流信號，截止頻率通過(guò)將R1和C2代入公式f0=d.jpg求得為0．015 9 Hz，可通過(guò)伯德儀XBP1觀(guān)察仿真結果，如圖4所示。

帶通濾波電路首先讓信號通過(guò)兩個(gè)相同的二階低通濾波電路，讓超過(guò)截止頻率的信號以2倍于一階濾波的速率滑落，再通過(guò)一階高通濾波電路，使有用的頻率段信號通過(guò)。

由于各運放都有負反饋，所以工作在線(xiàn)性區，可利用“虛短”“虛斷”原則對各節點(diǎn)列寫(xiě)基爾霍夫方程式，整理得到輸出比輸入的關(guān)系式，求出比值為0．707時(shí)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(gè)節點(diǎn)，V10，V7相當于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(shí)的頻率即為截止頻率11.25Hz

一階高通濾波電路：在高頻時(shí)電壓增益為.jpg低頻時(shí)接近于零，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(jìn)行模數轉換后由微處理器執行運算，得到—個(gè)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(jìn)行數學(xué)推導，可發(fā)現血氧飽和度與該比值的關(guān)系只與帶氧與不帶氧血紅素對各色光的吸收系數有關(guān)。由此，通過(guò)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(yǔ)

近紅外雙波長(cháng)透射式光電脈搏血氧測定法，已得到了業(yè)界的普遍認同，可實(shí)現對人體血氧量的無(wú)創(chuàng )、實(shí)時(shí)監測。此系統MSP系列微處理器的選擇降低了運行功耗，由于內部自帶一些模數轉換部件可減小整個(gè)設計的體積，可真正實(shí)現長(cháng)時(shí)間、靈活便攜地測量。通過(guò)Muhisim仿真軟件對所設計的電路進(jìn)行了仿真，仿真結果與理論結果相吻合。

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