脈搏血氧飽和度檢測(cè)儀.doc

無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度檢測(cè)儀無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度檢測(cè)儀Non-invasive Pulse Monitor of Oxygen Saturation of Blood學(xué) 生 姓 名袁華專 業(yè)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué) 號(hào)100811213指 導(dǎo) 教 師黃丹飛學(xué) 院生命科學(xué)技術(shù)學(xué)院二一三年六月摘 要在病人救治過(guò)程中，實(shí)時(shí)提取生命體征數(shù)據(jù)能大大提高救治效率，特別是對(duì)于昏迷、麻醉的受害者。脈搏血氧飽和度是生命體征中最重要標(biāo)志之一，依靠連續(xù)的脈搏血氧飽和度檢測(cè)能監(jiān)控病人的體征狀況，進(jìn)行診斷并給予有效救治。本文介紹了基于FPGA設(shè)計(jì)的檢測(cè)主動(dòng)脈脈搏血氧飽和度的系統(tǒng)方案，主要描述了應(yīng)用脈搏血氧飽和度技術(shù)于連續(xù)監(jiān)測(cè)血氧飽和度信號(hào)的原理和硬件結(jié)構(gòu)。關(guān)鍵詞：血氧飽和度 無(wú)創(chuàng) 朗伯-比爾定律 LabVIEWAbstractIf the doctor can measure some real-time vital signs of sufferer during the medical treatment,the resue efficiency will greatly improve, especially for the victims of the coma or anesthesia.The pluse and arterial blood oxygen saturation degree are the most important vital sign of a human, rely on continuous pulse oxygen saturation detection to monitor the patients symptoms, diagnosis and effective treatment. Introduced in this paper, based on the FPGA design of detection system solutions in the aortic pulse oxygen saturation, mainly describes the application of pulse oxygen saturation technology continuous monitoring of the blood oxygen saturation signal principle and hardware structure.Key words: oxygen saturation; non-invasive; Lambert-Beer; LabVIEW16目 錄摘 要IAbstractII第1章 緒論11.1 課程研究背景及意義11.2 國(guó)內(nèi)外現(xiàn)狀11.3 研究?jī)?nèi)容2第2章 系統(tǒng)設(shè)計(jì)32.1 設(shè)計(jì)原理32.2 設(shè)計(jì)方案及軟硬件設(shè)計(jì)52.2.1 系統(tǒng)框圖52.2.2 指套傳感器62.2.3 光調(diào)制時(shí)序信號(hào)及驅(qū)動(dòng)調(diào)制電路62.2.4 電流-電壓轉(zhuǎn)換及前置放大電路82.2.5 濾波電路92.2.6 鎖相放大電路102.2.7數(shù)字電路設(shè)計(jì)112.2.8 程序設(shè)計(jì)132.3 存在的問(wèn)題及改進(jìn)方法13第3章 結(jié)論與體會(huì)15參考文獻(xiàn)16 第1章 緒論1.1 課程研究背景及意義氧是維系人類生命活動(dòng)的基礎(chǔ)，正常情況下，人體的血液通過(guò)心臟的收縮和舒張脈動(dòng)地流過(guò)肺部，血漿中溶解有2的氧，稱之為PaO2，即動(dòng)脈血液中的氧分壓。其余大部分的氧與動(dòng)脈血液中的血紅蛋白結(jié)合成為氧合血紅蛋白后進(jìn)入組織，表示為HbO2。這些氧通過(guò)動(dòng)脈系統(tǒng)一直到達(dá)毛細(xì)血管，然后將氧釋放，維持組織細(xì)胞的新陳代謝。相對(duì)地，用Hb表示沒(méi)有與氧結(jié)合的血紅蛋白，即還原血紅蛋白。血氧飽和度就定義為氧合血紅蛋白在動(dòng)脈血液中所占的比例。能否充分吸入氧氣，使動(dòng)脈血液中溶入足夠的氧，對(duì)維持生命是至關(guān)重要的。及時(shí)檢測(cè)動(dòng)脈中氧含量是否充分，是判斷人體呼吸系統(tǒng)、循環(huán)系統(tǒng)是否出現(xiàn)障礙或者周圍環(huán)境是否缺氧的重要指標(biāo)。臨床上一般通過(guò)測(cè)量血氧飽和度來(lái)判斷人體血液中的含氧量。血氧飽和度的測(cè)量方法可分為有創(chuàng)測(cè)量和無(wú)創(chuàng)測(cè)量?jī)煞N。有創(chuàng)測(cè)量方法是先進(jìn)行人體采血，再利用血?dú)夥治鰞x進(jìn)行電化學(xué)分析, 測(cè)出血氧分壓PaO2，計(jì)算SaO2。該方法比較麻煩, 且不能進(jìn)行連續(xù)的監(jiān)測(cè)。無(wú)創(chuàng)血氧飽和度檢測(cè)主要采用雙光束透射式方法，就是鑒于氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白在不同波長(zhǎng)的紅外光區(qū)、紅光區(qū)有獨(dú)特的吸收光譜，由不同波長(zhǎng)的紅光和紅外光通過(guò)生物組織的吸光度相對(duì)變化值之比推算SaO2，從而對(duì)生物進(jìn)行無(wú)損檢測(cè)。現(xiàn)今應(yīng)用在臨床的脈搏血氧飽和度檢測(cè)儀大部分都是集中式控制，設(shè)備體積大，使用不方便，價(jià)格昂貴且不利于管理。在野外、危險(xiǎn)區(qū)域，醫(yī)生不便攜帶這些設(shè)備，影響受害者得到及時(shí)救治，甚至造成二次傷害，限制了其相關(guān)應(yīng)用。另外隨著人類生活質(zhì)量的提高，健康成為人類生活中最重要的追求。脈搏血氧飽和度信號(hào)可以幫助人們實(shí)時(shí)觀察自身健康狀況。特別對(duì)于運(yùn)動(dòng)員，更希望在運(yùn)動(dòng)中突破自己生理極限取得更好成績(jī)。因此體積小、價(jià)格便宜的無(wú)創(chuàng)式脈搏血氧飽和度測(cè)量?jī)x具有很大的實(shí)用價(jià)值。1.2 國(guó)內(nèi)外現(xiàn)狀目前，有創(chuàng)血氧飽和度檢測(cè)方法有Van Slyke檢壓法和氧電極法，無(wú)創(chuàng)檢測(cè)主要是基于紅外光譜法。國(guó)內(nèi)外運(yùn)用紅外光譜法進(jìn)行血氧飽和度的測(cè)量已經(jīng)取得較大成功，并大范圍應(yīng)用于臨床。世界上比較知名的血樣產(chǎn)品品牌有Neller、Massimo、Philips和CSI等。Neller公司近年來(lái)研究出一種新型血氧探頭，MAX-FAST前額粘貼式傳感器。國(guó)內(nèi)也有很多血氧飽和度檢測(cè)儀的研究機(jī)構(gòu)，如北京惠普生物醫(yī)學(xué)工程公司的血氧飽和度探測(cè)接頭、華中科技大學(xué)的脈搏血氧多波長(zhǎng)測(cè)量方法及其脈搏血氧飽和度監(jiān)護(hù)儀、西安藍(lán)港數(shù)字醫(yī)療科技股份有限公司的手指血氧儀等。1.3 研究?jī)?nèi)容現(xiàn)有市場(chǎng)上的無(wú)創(chuàng)脈搏血氧儀價(jià)格都較昂貴,難以完全滿足家庭社區(qū)保健監(jiān)護(hù)的需要。因此，本課題旨在設(shè)計(jì)一種價(jià)格適宜，適用于家庭社區(qū)的便攜式無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度測(cè)量?jī)x。本文主要研究根據(jù)無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度測(cè)量?jī)x的測(cè)量原理，設(shè)計(jì)的以AT89C52芯片為核心處理單元的無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度測(cè)量?jī)x的硬件電路。編程產(chǎn)生時(shí)序，控制光源驅(qū)動(dòng)電路；編程實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)采集及控制整個(gè)硬件系統(tǒng)；采用數(shù)字濾波技術(shù)減少噪聲干擾和減少基線漂移等軟件設(shè)計(jì)。第2章 系統(tǒng)設(shè)計(jì)2.1 設(shè)計(jì)原理血液的氧含量一般用血液中氧合血紅蛋白占總血紅蛋白的百分比來(lái)表示,稱為血氧飽和度,即SaO2=HbO2HbO2+Hb100% （1-1）式中， SaO2表示血氧飽和度，HbO2和Hb分別表示血液中的氧合血紅蛋白與還原血紅蛋白。無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度測(cè)量是以朗伯-比爾定律（Lambert-Beer)為基礎(chǔ)，利用近紅外光譜吸光光度測(cè)定原理。由于血液中不同成份對(duì)同一種光線的吸收率各不相同，通過(guò)測(cè)量穿過(guò)血液的不同光線的衰減程度可以換算出血液中不同成份的含量。由朗伯-比爾定律，知 logI0I=Kbc （1-2）式中I0為入射的單射光強(qiáng)度；I為透過(guò)光強(qiáng)；K是比例常數(shù)，與入射光的波長(zhǎng)、物質(zhì)的性質(zhì)和溶液的溫度等因素有關(guān)；b是液層厚度；c是溶液濃度。當(dāng)I=I0時(shí)，logI0I=0，表示溶液對(duì)入射光完全未吸收；當(dāng)I0一定時(shí)，I值越小，則logI0I值越大，表示溶液對(duì)入射光的吸收程度越大，透過(guò)光的強(qiáng)度則越小?？梢?jiàn)logI0I值的大小能說(shuō)明溶液對(duì)入射光的吸收程度，所以通常將logI0I值稱為吸光度，用符號(hào)A表示。因此，朗伯-比爾定律也常寫(xiě)為：A=Kbc （1-3）朗伯-比爾定律表明：當(dāng)一束平行單色光通過(guò)均勻、非散射的溶液時(shí)，其吸光度與該溶液的液層厚度及濃度的乘積成正比。II0=T，稱為透光度（率）。通常II0100%=T%稱為百分透光度（率）。吸光度與透光率關(guān)系的各種表達(dá)式為：A=logI0I=-logII0=-logT=Kbc （1-4）上式中的比例常數(shù)K值隨溶液濃度c所采取的單位不同而不同。若濃度的單位為gL-1，厚度b的單位為cm時(shí)，則K用a表示，a稱為吸光系數(shù)，其單位為L(zhǎng)g-1cm-1。此時(shí)，式（1-3）寫(xiě)為：A=abc （1-5）a=Abc （1-6）若濃度的單位為molL-1，厚度b的單位為cm時(shí)，則K用表示，稱為摩爾吸光系數(shù)，其單位為L(zhǎng)mol-1cm-1。此時(shí)，式（1-3）寫(xiě)為：A=bc （1-7）=Abc （1-8）摩爾吸光系數(shù)是在特定波長(zhǎng)下吸光物質(zhì)特征常數(shù)，表明物質(zhì)對(duì)某一特定波長(zhǎng)光的吸收能力，是有色物質(zhì)的重要特性。它與入射光波長(zhǎng)、溶液性質(zhì)、溫度有關(guān)，還與測(cè)量?jī)x器質(zhì)量有關(guān)。當(dāng)這些條件一定時(shí)，摩爾吸光系數(shù)值為一常數(shù)，其值越大，表示此吸光物質(zhì)對(duì)某波長(zhǎng)的光吸收能力越強(qiáng)，其測(cè)定的靈敏度就越高。無(wú)損傷脈搏血氧飽和度測(cè)量是基于動(dòng)脈血液對(duì)光的吸收量隨動(dòng)脈搏動(dòng)而變化的原理。假設(shè)波長(zhǎng)為、光強(qiáng)為I0的單色光垂直照射人體，當(dāng)透光區(qū)域動(dòng)脈血管搏動(dòng)時(shí)，動(dòng)脈血液對(duì)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(duì)光的吸收是恒定不變的。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(guò)人體透射光的強(qiáng)度為：I=I0F10-a1c1+a2c2L=I010-a1c1+a2c2L （1-9）其中，a1、c1分別是動(dòng)脈血液中HbO2的吸光系數(shù)和濃度，a2、c2分別是Hb的吸光系數(shù)和濃度，L是動(dòng)脈血液的光路長(zhǎng)度，F(xiàn)是皮膚、肌肉、骨髓和靜脈血液等其它組織的吸光率，由(1-9)式得動(dòng)脈血液的吸光度為：A=logI0I=a1c1+a2c2L （1-10）假如均質(zhì)組織為血管，當(dāng)動(dòng)脈血脈動(dòng)時(shí)，動(dòng)脈血液光路長(zhǎng)度發(fā)生變化，L將有一個(gè)L的改變，此時(shí)透射光I也將有一個(gè)I的改變，而其它組織的吸光率F不變，即I0=I0F不變，由此引起動(dòng)脈血液吸光度變化為：A=AI-I-AI=logI0I-I-logI0I=logI0I-I=a1c1+a2c2L （1-11）由（1-11）式可求得動(dòng)脈血液中的血氧飽和度：SaO2=c1c1+c2=A(a1-a2)(c1+c2)L-a2a1-a2 （1-12）式（1-12）中的SaO2與(c1+c2)和L有關(guān)，為了消除這兩個(gè)參數(shù)，采用另一路波長(zhǎng)為的單色光對(duì)手指組織同時(shí)進(jìn)行透射和測(cè)量，可得類似的公式：SaO2=c1c1+c2=A(a1-a2)(c1+c2)L-a2a1-a2 （1-13）其中a1與a2分別是動(dòng)脈血液中HbO2和Hb對(duì)波長(zhǎng)為的單色光的吸光系數(shù)。聯(lián)立（1-12）與（1-13）式，可得：SaO2=a2AA-a2a1-a2-AA（a1-a2） （1-14）當(dāng)波長(zhǎng)=805nm時(shí)，a1=a2，（1-14）可簡(jiǎn)化為：SaO2=a2AAa1-a2-a2a1-a2=B1AA+B2 （1-15）當(dāng)動(dòng)脈血管搏動(dòng)時(shí)，透射光強(qiáng)由最大值Imax減少到Imax-Imax，由此而引起動(dòng)脈血對(duì)和兩束光的吸光度變化量分別為：A=logImaxImax-Imax （1-16）A=logImaxImax-Imax （1-17）將上兩式代入（1-15）式，并考慮ImaxImax和ImaxImax遠(yuǎn)小于1，得：SaO2=B1logImaxImax-ImaxlogImaxImax-Imax+B2 =B1log1-ImaxImaxlog1-ImaxImax+B2 =B1ln1-ImaxImaxln1-ImaxImax+B2 B1ImaxImaxImaxImax+B2 （1-18）只要測(cè)定兩路透射光最大光強(qiáng)Imax和Imax以及由于脈搏搏動(dòng)而引起透射光強(qiáng)最大變化量Imax和Imax，代入上式，就可計(jì)算出動(dòng)脈血液的血氧飽和度。為了增大檢測(cè)靈敏度，B2值盡可能小。2.2 設(shè)計(jì)方案及軟硬件設(shè)計(jì)2.2.1 系統(tǒng)框圖如圖1所示，該方案是基于單片機(jī)AT89C52的脈搏血氧檢測(cè)系統(tǒng)，它的硬件部分由模擬電路和數(shù)字電路兩部分組成。其中，夾指?jìng)鞲衅?、?qū)動(dòng)調(diào)制電路、電流電壓轉(zhuǎn)換電路、信號(hào)放大濾波電路和鎖相放大電路構(gòu)成模擬電路；數(shù)字電路是以單片機(jī)89C52為核心對(duì)模擬電路獲得的信號(hào)采用模數(shù)轉(zhuǎn)換器MAX195進(jìn)行采集，并將采集信號(hào)通過(guò)串口芯片MAX232送計(jì)算機(jī)進(jìn)行信號(hào)處理和存儲(chǔ)，此部分將在以后的進(jìn)行研究。圖1 脈搏血氧飽和度檢測(cè)系統(tǒng)框圖2.2.2 指套傳感器無(wú)創(chuàng)脈搏血氧飽和度的測(cè)量是基于動(dòng)脈血液對(duì)光的吸收量隨動(dòng)脈搏動(dòng)而變化的原理設(shè)計(jì)的。將脈搏血氧儀的探頭套在手指上, 上臂固定的發(fā)光二極管發(fā)出光, 下臂的光電探測(cè)器將透過(guò)手指動(dòng)脈血管的光信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)。根據(jù)檢測(cè)得到的電信號(hào)的強(qiáng)弱, 便可計(jì)算出血氧飽和度的值。指套式傳感器的原理結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)圖如圖2所示。圖2 指套傳感器原理圖這里我們采用由波長(zhǎng)為660nm的紅光LED發(fā)光二極管和波長(zhǎng)為940nm的紅外光LED發(fā)光二極管集成的OL66940TMF發(fā)光芯片、OP30TMF光電接收管及硅膠來(lái)構(gòu)成夾指?jìng)鞲衅?。因?yàn)樵?40nm的紅外光和660nm的紅光這兩波長(zhǎng)處，氧合血紅蛋白和還原血紅蛋白對(duì)光的吸收差別較大。這樣構(gòu)成的夾指?jìng)鞲衅髂軌蚪鉀Q在脈搏血氧飽和度測(cè)量過(guò)程中，由于光電信號(hào)較微弱，極易受到周圍環(huán)境光及暗電流的影響，尤其在較強(qiáng)的環(huán)境光的照射下，光電接收管的檢測(cè)結(jié)果會(huì)出現(xiàn)很大的噪聲這一重要問(wèn)題。2.2.3 光調(diào)制時(shí)序信號(hào)及驅(qū)動(dòng)調(diào)制電路由于人體光電容積脈搏波信號(hào)是變化較緩慢且強(qiáng)度較弱的信號(hào)，容易受到環(huán)境光、暗電流及硬件電路中的其他干擾，如果該脈搏波信號(hào)不經(jīng)過(guò)變換處理而直接放大，則有用的脈搏波信號(hào)會(huì)被淹沒(méi)在噪聲之中，以至于檢測(cè)不到，不利于計(jì)算得到人體脈搏血氧飽和度。在這種情況下，利用一定頻率的光信號(hào)調(diào)制光電容積脈搏波信號(hào)，能夠有效的解決該問(wèn)題。光調(diào)制的目的是把所需要檢測(cè)的脈搏波以信號(hào)變化的形式載到光波上去。由于調(diào)制信號(hào)的頻率選定為工頻噪聲的整數(shù)倍則可以降低工頻干擾，為此，在本課題中將調(diào)制方波信號(hào)選定為1kHz，用以將光電容積脈搏波信號(hào)調(diào)制成脈沖調(diào)幅波。光調(diào)制過(guò)程中，兩個(gè)發(fā)光光源LED發(fā)出的光調(diào)制信號(hào)的時(shí)序是通過(guò)89C52單片機(jī)產(chǎn)生的，分別為方波信號(hào)A和B，時(shí)序如圖3所示。它們用來(lái)驅(qū)動(dòng)傳感器上波長(zhǎng)為660lun和940nm的發(fā)光二極管LED按紅光，不發(fā)光，紅外光，不發(fā)光的順序輪流交替轉(zhuǎn)換，以調(diào)制光電容積脈搏波信號(hào)。其中，方波A的頻率為2kHz,用以控制LED亮和滅，方波B的頻率為1kHz，它是芯片CD4053的A通道模擬開(kāi)關(guān)的控制信號(hào)，控制兩個(gè)LED輪流導(dǎo)通。以此原理產(chǎn)生兩路頻率為lKHz，占空比為25%的光調(diào)制方波信號(hào)，與占空比為50%的光調(diào)制信號(hào)相比，這種方波驅(qū)動(dòng)信號(hào)能夠在保證發(fā)光二極管發(fā)光光強(qiáng)的同時(shí)降低流過(guò)發(fā)光二極管的平均電流，從而降低發(fā)光二極管在工作時(shí)產(chǎn)生的熱量，以免當(dāng)發(fā)光管平均電流過(guò)大時(shí)造成發(fā)光管產(chǎn)生較大的熱量，給測(cè)試對(duì)象造成不適感覺(jué)；另外占空比為25%的光調(diào)制信號(hào)可以使光通過(guò)人體脈搏組織后的分光解調(diào)比較容易，且可以消除由于信號(hào)混疊產(chǎn)生的噪聲。圖3 時(shí)序圖為保證發(fā)光二極管發(fā)出的光強(qiáng)度恒定，在光源驅(qū)動(dòng)電路中采用了驅(qū)動(dòng)調(diào)制電路的設(shè)計(jì)方案，如圖4所示。由于采用光調(diào)制法，因此波長(zhǎng)為640nm和960nm兩個(gè)發(fā)光二極管輪流發(fā)光，互不影響。該驅(qū)動(dòng)調(diào)制電路是由運(yùn)算放大器OP07，NPN三極管及芯片CD4053等組成，其中流過(guò)發(fā)光二極管的電流可由公式I=VNIR計(jì)算得到。由于發(fā)光二極管的額定正向電流和電壓分別為I=20mA，VNI=5V，因此由公式計(jì)算得，電阻R=250。由于LED光源驅(qū)動(dòng)電流的穩(wěn)定性會(huì)影響LED光源光強(qiáng)的穩(wěn)定性，以至影響到檢測(cè)結(jié)果的穩(wěn)定性，該驅(qū)動(dòng)調(diào)制電路能夠使LED光源驅(qū)動(dòng)電流恒定不變，從而使得LED光源光強(qiáng)較為穩(wěn)定，為提高本系統(tǒng)的穩(wěn)定性及測(cè)量精度打下了堅(jiān)實(shí)的基礎(chǔ)。圖4 驅(qū)動(dòng)調(diào)制電路2.2.4 電流-電壓轉(zhuǎn)換及前置放大電路如圖5所示，該電路由電流電壓轉(zhuǎn)換電路，同相反相電路及儀器儀表放大器AD620構(gòu)成。圖5 電流電壓轉(zhuǎn)換及前置放大電路 紅光和紅外光信號(hào)透過(guò)手指,經(jīng)光電二極管轉(zhuǎn)換后的電流信號(hào)極其微（級(jí)），通過(guò)由電阻R1=1電容C1=40pF及運(yùn)算放大器OP07構(gòu)成的電流-電壓轉(zhuǎn)換電路后，電流信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡妷盒盘?hào)且被放大了。此外，R1及其并聯(lián)電容C1構(gòu)成截止頻率為fc=12R1C1的低通濾波電路，可以在一定程度上消除高頻噪聲，以達(dá)到減小噪聲帶寬，提高信噪比的效果。為了進(jìn)一步抑制噪聲，提高檢測(cè)電路的共模抑制比，通過(guò)由TL082與電阻構(gòu)成的同相和反相電路將電流電壓轉(zhuǎn)換后的信號(hào)送到儀器放大器AD620的同相和反相輸入端，在抑制噪聲和共模干擾的同時(shí)對(duì)信號(hào)再進(jìn)行約10倍放大。信號(hào)經(jīng)過(guò)儀器放大器AD620后能夠輸出比較穩(wěn)定且幅度滿足采集系統(tǒng)要求的信號(hào)。2.2.5 濾波電路為了進(jìn)一步有效的抑制各種干擾,特別是50Hz工頻干擾及高頻噪聲的影響，從而獲得有用的測(cè)量信號(hào)，提高信噪比，在檢測(cè)電路中設(shè)計(jì)了50Hz工頻陷波器和帶通濾波器。其中，帶通濾波器由低通和高通濾波器構(gòu)成，它的上下截止頻率分別設(shè)定為0.9kHz和2.IkHz，主要在消除高頻噪聲影響的同時(shí)，保留1kHz和2kHz兩個(gè)頻段上的有用信號(hào)。其電路結(jié)構(gòu)如圖6所示。圖6 帶通濾波器50Hz工頻陷波器運(yùn)用了具有雙運(yùn)放型的結(jié)構(gòu)，此結(jié)構(gòu)可獲得較高的品質(zhì)因子Q。能夠較好的抑制50Hz工頻干擾。其中品質(zhì)因子Q可通過(guò)調(diào)整R47和R47兩個(gè)電阻,且不會(huì)造成工頻陷波器中心頻率的改變。品質(zhì)因子Q值的大小可由公式R45=2QR47確定，本系統(tǒng)將該50Hz工頻陷波器的品質(zhì)因子Q值設(shè)定為10，這樣既能在保證有用信號(hào)基本沒(méi)有衰減的情況下，同時(shí)又能有效的抑制50Hz的工頻干擾。其電路結(jié)構(gòu)如圖7所示。圖7 工頻陷波器2.2.6 鎖相放大電路根據(jù)2.2.3所述，光電容積脈搏波信號(hào)調(diào)制到了載波頻率為1kHz占空比為25%的方波信號(hào)上，為了分離解調(diào)出紅光和紅外光兩路脈搏波信號(hào)，本系統(tǒng)采用了鎖相技術(shù)進(jìn)行解調(diào)，從而減少檢測(cè)時(shí)的噪聲，提高系統(tǒng)的信噪比。為了實(shí)現(xiàn)檢測(cè)電路的鎖相解調(diào)功能，在乘法器的設(shè)計(jì)上，采用了數(shù)字開(kāi)關(guān)式乘法器。在積分器的設(shè)計(jì)上，運(yùn)用了兩個(gè)運(yùn)算放大器構(gòu)成三階有源巴特沃斯低通濾波器，其電路結(jié)構(gòu)如圖8所示。圖8 三階有源巴特沃斯低通濾波器2.2.7數(shù)字電路設(shè)計(jì)數(shù)字電路部分為整個(gè)檢測(cè)系統(tǒng)的核心部分，它負(fù)責(zé)產(chǎn)生系統(tǒng)的控制信號(hào)，并將模擬電路中獲得的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)，然后通過(guò)串口與計(jì)算機(jī)通信將數(shù)據(jù)傳輸送到計(jì)算機(jī)進(jìn)一步計(jì)算和處理。數(shù)字電路部分由以下幾個(gè)功能模塊組成：(l)單片機(jī)：以單片機(jī)89C52為核心，負(fù)責(zé)整個(gè)系統(tǒng)的控制、數(shù)據(jù)采集、數(shù)據(jù)傳輸以及送計(jì)算機(jī)等功能。以單片機(jī)為核心的系統(tǒng)流程如圖9所示。圖9 以單片機(jī)為核心的系統(tǒng)流程圖(2)模數(shù)轉(zhuǎn)換電路：由模數(shù)轉(zhuǎn)換器MAX195構(gòu)成，負(fù)責(zé)將模擬電路獲得的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)。MAX195與單片機(jī)AT89C52的連接結(jié)構(gòu)如圖10所示。圖10 MAX195與單片機(jī)AT89C52的連接結(jié)構(gòu)圖(3)串口傳輸電路：該電路負(fù)責(zé)與計(jì)算機(jī)進(jìn)行串口通信，將計(jì)算機(jī)的命令發(fā)送給單片機(jī)，并且將數(shù)字電路獲得的數(shù)據(jù)送入上位機(jī)。串口傳輸接口電路如圖11所示。圖11 串口傳輸接口電路圖2.2.8 程序設(shè)計(jì)這里，我們使用LabVIEW編寫(xiě)單片機(jī)程序。該程序?qū)崿F(xiàn)單片機(jī)對(duì)模擬電路的控制，信號(hào)的采集，以及與計(jì)算機(jī)之間的串口通信。LabVIEW 使用“所見(jiàn)即所得”的可視化技術(shù)建立人機(jī)交互界面，并使用圖形化的符號(hào)而不是文本的語(yǔ)言來(lái)描述程序的行為，使用起來(lái)比較簡(jiǎn)單、明了，容易上手。整個(gè)LabvIEW程序由串口通信模塊、時(shí)序控制模塊、信號(hào)采集模塊、數(shù)字鎖相模塊、數(shù)據(jù)處理及存儲(chǔ)模塊五部分組成。2.3 存在的問(wèn)題及改進(jìn)方法（1）傳感器不能與指尖緊密貼合，造成發(fā)光管漏光或光敏管被外界雜光干擾的現(xiàn)象，這將對(duì)后期的信號(hào)處理帶來(lái)難度，很難實(shí)現(xiàn)較高的精度和準(zhǔn)確度。所以應(yīng)加強(qiáng)血氧探頭的設(shè)計(jì)與改造，