完整版血氧饱和度测量仪的设计要点.docx
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完整版血氧饱和度测量仪的设计要点
血氧饱和度测量仪的设计
摘要⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
3
第一章绪论⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
4
1.1血氧饱和度的基本概念⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯4
1.2
血氧饱和度测量仪课程设计的意义⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
3
1.3
血氧饱和度测量仪课程设计的技术要求⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
4
1.4
基本步骤⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯5
1.4.1
理论依据⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
5
1.4.2
硬件电路的设计⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
6
1.4.3
软件设计⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
6
1.4.4
仿真及数值定标⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
6
第二章实验方案设计及论证⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
6
2.1
设计理论依据⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
6
2.2.
双波长法的概念⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
6
2.3
光电脉搏传感器⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
7
2.4
传感器可能受到的干扰⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
9
2.5
实验方案设计⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
10
第三章硬件电路的设计⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
10
3.1
硬件原理框图⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
10
3.2
各部分电路的设计⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
11
第四章软件模块设计⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
13
4.1
主程序流程图⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
14
4.2
子程序流程图⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
14
4.3
硬件调试⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
16
第五章设计收获及心得体会⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
17
第六章参考文献⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
19
附录程序清单⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯⋯
20
2
摘要
氧是维持人体组织细胞正常功能，生命活动的基础。
人体的绝大多数组织细
胞的能量装换均需要氧的参加。
所以，实时监护人体组织中氧的代谢具有重要的
意义。
人体的新陈代谢过程是生物氧化过程。
氧通过呼吸系统进入人体血液，与血
液红细胞中的血红蛋白（Hb）结合成氧合血红蛋白（HbO2），再输送到人体各部分
组织细胞中去。
在全部血液中，被氧结合的HbO2容量占全部可结合容量的百分
比称为血氧饱和度SaO2。
许多临床疾病会造成氧供给的缺乏，这将直接影响细
胞的正常新陈代谢，严重的还会威胁人的生命，所以动脉血氧浓度即
SaO2。
的
实时监测在临床救护中非常重要。
在本次关于血氧饱和度测量仪的设计中，是基于
MCS—51单片机的设计，
需要选测合适的光电脉搏传感器采集数据，并利用
4为LED数码显示测量值，
利用键盘切换显示脉搏跳动的频率。
关键词：
51单片机血氧饱和度比尔—朗伯定理
3
第一章绪论
1.1血氧饱和度的基本概念
血氧饱和度（SO2）是血液中被氧结合的氧合血红蛋白（HbO2）的容量占全部可
结合的血红蛋白（Hb）容量的百分比，即血液中血氧的浓度，它是呼吸循环的重要
生理参数。
而功能性氧饱和度为HbO2浓度与HbO2+Hb浓度之比，有别于氧合
血红蛋白所占百分数。
因此，监测动脉血氧饱和度（SaO2）可以对肺的氧合和血红
蛋白携氧能力进行估计。
正常人体动脉血的血氧饱和度为98%，静脉血为75%。
（Hb为血红蛋白，hemoglobin，简写Hb）
1.2血氧饱和度测量仪课程设计的意义
人体的新陈代谢过程是生物氧化过程，而新陈代谢过程中所需要的氧，是通过呼吸系统进入人体血液，与血液红细胞中的血红蛋白（Hb），结合成氧合血红蛋
白（HbO2），再输送到人体各部分组织细胞中去通过连续或间断地监测血氧饱和
度可以对人体携带氧的能力进行估计,同时,其又是判断人体呼吸系统、循环系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标,在手术麻醉、监护室急救病房、病人运动和睡眠研究、以及慢性呼吸循环系统疾病患者的监上都有着重要的作用。
传统的血氧饱和度测量方法是先进行人体采血，再利用血气分析仪进行电化学分析，测出血氧分压PO：
，计算SaO2：
。
这种方法比较麻烦，且不能进行连续的监测。
因此，一种采用无损光谱学连续检测人体的血氧含量的方法应运而生。
其基本原理是根据组织对光的固有特性，利用光在组织中传播的效应来获取和研究生物组织生理的、代谢的有用信息，安全、可靠、对肌体无损，具有广泛的研究应用前景和重要的实用价值。
1.3血氧饱和度测量仪课程设计的技术要求
通过MCS—51单片机（或其他单片机）制作一台数字显示的血氧饱和度测
量仪。
要求如下：
1.了解什么事血氧饱和度，掌握无创测量血氧饱和度的方法；
2.选择光电脉搏传感器，设计血氧饱和度检测电路；
3.利用4为LED数码显示测量值并可以切换显示脉搏跳动的频率；
4
4.选测单片机构建信号采集系统；
5.需将完成的检测调理电路，通过软件仿真验证。
1.4基本步骤
1.4.1理论依据
无创血氧饱和度的检测原理是根据Beer-Lambert定律，引出分光光度法进行物质定性分析和定量分析。
根据这个理论基础，由氧合血红蛋白与还原血红蛋白对不同波长色光的吸光度不同和血氧饱和度的定义，推导出动脉血管中的血氧饱和度计算公式。
根据朗伯-比尔定律可以得出单色光透过某均匀溶液后透射光强I与溶液诸参数的关系是：
II0eECD
式中：
E表示该溶液对某特定单色光的吸光系数；C表示该溶液的浓度；D表示
光透过溶液所经光程长度。
若定义吸光度A为：
A=ln（I0／I）=ECD
假如均匀组织为血管，当动脉血脉动时，D将有一个△D的改变，此时透射光I
也将有一个△I的改变，此时吸光度A的改变△A为：
△A=ln[I／（I-△I）]=EC×△D
根据医学定义，由于含氧血红蛋白和还原血红蛋白处于同一血液溶液中，他们的
含量之比即为浓度之比，这样血氧饱和度为：
SpO2
[HbO2]
C1
[HbO2][Hb]
C1C2
现定义
w如下：
Wln
II
I
ln（1
）
I
I
式中：
△W即为该色光光电信号的交直流成份之比，由以上表达式再根据数学变
换，当有两路光源透射过手指后最终可以推出血氧饱和度的计算表达式为：
E2
W
E2
SpO2
W
E1）W
（E2
（E2E1）
W
式中：
Ei表示不同物质的吸光系数，对于一定波长和一定组织成分而言，
Ei是
确定的常量。
将上式写为如下形式，并展开成二阶泰勒级数为：
5
a
W
b
W
2
SpO2
ABxCx
W
c
d
W
只要测量出色光光电信号的交直流成份之比△W’／△W与标准血氧计测量的血
氧饱和度，利用最小二乘法二次曲线拟合技术，确定常数A，B，C就可以得到血
氧饱和度经验公式。
1.4.2硬件电路的设计
根据脉搏血氧饱和度的测量仪的测量原理，设计了以MCS—51单片机为核心的脉搏血氧饱和度仪的硬件电路，包括方波脉冲发生电路，光电驱动电路，滤波电路，放大电路，数码显示电路，解调电路，电源等。
1.4.3软件设计
编程产生时序，控制光源驱动电路，ADC0809，数码显示，实现检测结果数
字显示及控制整个硬件系统，编程实现信号的增益调节等。
1.4.4仿真及数值定标
在完成血氧饱和度测量仪硬件系统金额信号处理之后，对脉搏血氧饱和度测
量仪进行实验以验证测量的精度。
为了能在实际应用中得到可信的结果，应对测
量仪进行数值的定标，以取得最准确的定标参数。
第二章实验方案设计及论证
2.1设计理论依据
血氧饱和度测量仪的设计主要依据是比尔—朗伯定律，和双波长法以及光电
脉搏传感器，采用无创血氧饱和度测量仪的设计理念。
2.2双波长法的概念
在单位时间内有两条波长不同的光束λ1和λ2交替照射同一个溶液，由检
测器测出的吸收度是这两个波长下吸收度的差值△A。
△A与被测定物质的浓度
成正比，这个方法称双波长分光光度法。
双波长分光光度法的关键是正确选择两波长λ1、λ2，要求被测组分D在两
波长处的△A足够大，而干扰组分G和背景在两波长应有相同的吸光度（△A=0）。
为满足上述要求，一般是将λ2选在待测组分的最大吸收波长，λ1是选在干扰组
6
分等吸收波长。
可测定浑浊样品，也可测定吸收光谱相互重叠的混合物样品，也
是当杂质使主峰产生肩峰时测定主峰物质的较好定量方法。
2.3光电脉搏传感器
a.光电式脉搏传感器的原理
根据朗伯比尔（LamberBeer）定律,物质在一定波长处的吸光度和他的浓度成正比。
当恒定波长的光照射到人体组织上时,通过人体组织吸收、反射衰减后测量到的光强将在一定程度上反映了被照射部位组织的结构特征。
脉搏主要由人体动脉舒张和收缩产生的,在人体指尖,组织中的动脉成分含量高,而且指尖厚度相对其他人体组织而言比较薄,透过手指后检测到的光强相对较大,因此光电式脉搏传感器的测量部位通常在人体指尖。
b.光电脉搏传感器的结构
从光源发出的光除被手指组织吸收以外,一部分由血液漫反射返回。
其余部
分透射出来。
光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式2种,
其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置,接收的是透射
光,这种方法可较好地反映出心律的时间关系,但不能精确测量出血液容积量的变化;反射式的发射光源和光敏器件位于同一侧,接收的是血液漫反射回来的光,
此信号可以精确地测得血管内容积变化。
本文讨论的是透射式脉搏传感器,侧重于脉搏信号的测量。
c.光敏原件
光电式脉搏传感器由于采用不同的光敏元件有着多种实现方法,其中光敏元件主要有光敏电阻、光敏二极管、光敏三极管和硅光电池。
在传统的光电式脉搏传感器设计中,通常采用的是独立光敏元件,利用半导体的光电效应改变输出的电流,通常光敏元器件输出的电流极低,容易受到外界干扰,而且对后续
7
的放大器的要求比较严格,需要放大器空载时的电流输出较小,避免放大器空
载输出电流对脉搏信号测量的干扰,这样对于普通的放大器就不能直接应用在
光敏元件的后端。
在本设计中，采用一种光敏元件OPT101,该元件将感光部件和放大器集成
在同一个芯片内部,这种集成化的设计方式有效地克服了后端运算放大器空载
电流输出对光敏部件输出电流的影响,而且芯片输出的电压信号可以通过外部
的精密电阻进行调节,有利于芯片适应整体的电路设计,同时芯片的集成化设计
也能够减小系统的功耗。
d.发射光源
光电式脉搏传感器主要由光源、光敏器件,以及相应的信号调理控制电路构成。
为了充分利用器件的效果,光源和光敏元件的选择是综合考虑的,光源的波长应该落在光敏元件检测灵敏度较高的波段内,图4为OPT101的光波长响应曲线。
脉搏信号主要由动脉血的充盈引起,而血液中还原血红蛋白（Hb）和氧合血红蛋白（HbO2）含量变化将造成透光率的变化,当氧合血红蛋白和还原血红
8
蛋白对光的吸收量相等时,透射光的强度将主要由动脉血管的收缩和舒张引起,此时能够比较准确地反映出脉搏信号。
图5为血红蛋白的光吸收曲线,从图中可以看出,血液中HbO2和Hb对于不同波长光的吸收系数的差异明显,而且2条曲线好几个不同的交点,考虑到在805nm波长处,血红蛋白的光吸收率比较
低,那么透射过手指的光强较大,有利于光敏器件的接收,因此发射光源的波长选择为805nm。
2.4传感器可能收到的干扰
在测量过程中,前端测量到的脉搏信号十分微弱,容易受到外界环境干扰,因此需要对脉搏传感器的干扰噪声进行分析,从光电式脉搏传感器设计的技术角度减少干扰,使之能够准确测量到脉搏信号。
光电式脉搏传感器的干扰主要有测量环境光干扰、电磁干扰、测量过程运动噪声,下面对上述情况结合实验测量做进一步的分析。
a.环境光对脉搏传感器测量的影响
在光电式脉搏传感器中,光敏器件接收到的光信号不仅包含脉搏信息的透射光信号,而且包含测量环境下的背景光信号,由于动脉搏动引起的光强变化比背景光的变化微弱得多,因此在测量过程当中要保持测量背景光的恒定,减少背景光的干扰。
测量环境下的背景光包含环境光和在测量过程中引起的二次反射光。
为了减少环境光对脉搏信号测量的影响,同时考虑到传感器使用的方便性,采用密封的指套式的包装方式,整个外壳采用不透光的介质和颜色,尽量减小外界环境光的影响。
为了避免测量过程中的二次反射光的影响,在指套式传感器的内层表面涂上一层吸光材料,这样能有效减少二次反射光的干扰。
由图7的图形明显可知,加上指套式外壳后的脉搏传感器测量到的脉搏波形比较平滑。
这是因为加指套式的脉搏传感器中环境光在测量过程中基本上不受外界
环境光的影响,而且能够有效减少二次反射光,使照射到手指上的光波长单一,所以得到的脉搏信号较为稳定,没有明显的重叠杂波信号,能够很好地体现出脉搏波形的特征。
9
b.电磁干扰对脉搏传感器的影响
通过光电转换得到的包含脉搏信息的电信号一般比较微弱,容易受到外界电磁信号的干扰,在传统的光电式脉搏传感器电路中,由于光敏器件和一级放大
电路是分离的,那么在信号的传递过程就很容易受到外界电磁干扰,通常在一级
放大电路采用电磁屏蔽的方式来消除电磁干扰。
本系统采用了新型的光敏器件,在芯片内部集成光敏器和一级放大电路,有效地抑制了外界电磁信号对原始脉搏信号的干扰
工频干扰是电路中最常见的干扰,脉搏信号变化缓慢,特别容易受到工频信号的干扰,因此对工频信号干扰的抑制是保证脉搏信号测量精度的主要措施之
一。
通常脉搏信号的频率范围在013～30Hz之间,小于工频50Hz,因此通过低通滤波器可以有效滤除工频干扰,这在信号调理电路中容易实现;同时可以在控制电路中对光源进行脉冲调制。
这样不但能够降低系统的功耗,而且能够在一定程度上减小外界的电磁干扰。
在脉搏信号数据采集后,可以通过数据处理法方法进一步滤除工频信号的干扰。
c.测量过程中运动噪声
在测量过程当中,通常情况下手指和光电式脉搏传感器可能产生相对的运
动,这样对脉搏测量产生误差,可以通过2个方面减少运动噪声误差:
一是改善指套式传感器的机械抗运动性,比如说使指套能够更紧的夹在手指上,不易松动;
二是从脉搏信号处理的角度,通过算法来减小误差,对于传感器的设计,现在采
用的主要是第一个途径。
2.5实验方案设计
根据实验指导书，设计采用MCS—51单片机的最小系统，通过555定时器产生方波，通过二分频对红光二极管和红外光二极管作用，根据双波长法测量血
氧饱和度，光电传感器OPT101接受光信号，再通过解调电路，滤波电路，输
入A/D转换器，单片机取出通过A/D转换器的数据，并在LED上显示。
通过编程，使当按键盘后，显示切换成脉搏频率的显示。
第三章硬件电路的设计
3.1硬件原理框图
10
复位自检LED显示
AT89C51单
键盘片机A/D转换器
555定时器
红光/红外光
解调器和光
滤波电路
产生方波信
发光管
电传感器
号
该系统主要由传感器驱动电路，光电传感器，时序控制电路，积分滤波，
液晶显示电路和8951单片机构成。
信号处理和控制采用的是美国CYGNAL共生产的C8951单片机，与普用的8051单片机相比，89C51具有以下几个重要特点：
1.速度快：
高达25M/s的速度，比标准8051快了20倍以上，丝毫不逊
于PLC，ARM单片机。
2.强大的模拟信号处理功能：
有32路12位的ADC，两路12位精度的
DAC，两路模拟比较器。
3.强大的控制功能：
多大64位的I/O口线，独特地数字开关阵列可将内部的定时器串行总线，外部中断源，A/D转换输入等定位于P0，P1，P2。
4.存储器：
64KB的FLASH存储器，部分可用数据存储器，片内4KB
的RAM存储器。
5.。
丰富的串行接口：
具有标准的全双工UART，I2/C串行总线和SP2
串行总线。
3.2各部分电路的设计
3.2.1单片机的最小系统电路
用8051等内有ROM单片机构成最小系统时，只要在单片机的外围接时钟电路和复位电路，单片机就可以工作了。
8031类内无ROM型单片机，仍
11
需要外扩更大程序存储器的单片机，在构成最小单片机应用系统时，不仅要
外接晶体振荡器和复位电路，还应在片外扩展程序存储器ROM，这时EA
应接高电平。
C1
20pF
X1
19
U1
39
XTAL1
P0.0/AD0
C2
38
12M
P0.1/AD1
37
P0.2/AD2
18
36
XTAL2
P0.3/AD3
35
P0.4/AD4
20pF
34
P0.5/AD5
R2
33
P0.6/AD6
9
32
RST
P0.7/AD7
C3
200R
21
R1
P2.0/A8
22
P2.1/A9
V
23
P2.2/A10
5
29
24
+
4k7
PSEN
P2.3/A11
20uF
30
25
ALE
P2.4/A12
31
26
EA
P2.5/A13
27
P2.6/A14
28
P2.7/A15
1
P1.0
P3.0/RXD
10
2
11
P1.1
P3.1/TXD
3
12
P1.2
P3.2/INT0
4
13
P1.3
P3.3/INT1
5
14
P1.4
P3.4/T0
6
15
P1.5
P3.5/T1
7
16
P1.6
P3.6/WR
8
17
P1.7
P3.7/RD
AT89C51
3.2.2555定时器产生方波信号电路
采用555定时器产生一个2KHZ的方波信号，采用电路图为：
参照附录
硬件原理图。
电阻选用10K的电阻，电容则为0.01uF。
之后需要接入一个D
触发器用于二分频。
R8
D2
1
U8
C8
10k7
6
TH
D
TR
2
DIODE
N
G
0.01uF
RV1
C9
D1
CV5
100k
DIODE
0.01uF
7
DC
C
3
4
Q
C
R
V
8
555
R9
R10
10k7
10k7
RV2
100k
+5V
3.2.3滤波电路
采用BUTTERWORTH滤波器进行滤波操作，分别对红光交流，红光直
12
流，红外光交流，红外光之流进行滤波处理，其中电感原件为通直阻交，电
容原件为通交阻直。
其次，还要通过一个正负1放大器来对共模干扰进行滤
除，之后再进行滤波器滤波操作。
_5V
C4
0.1uF
C6
8
U7:
B
L1
R5
R4
0.1uF
5
1uH
7
69k7
69k7
6
4
AD746SP
R7
R6+5V
10k7
5.86k7
3.2.4解调电路及外拉电阻
采用4053作为解调器，两个电容均选用10K的。
外拉电阻采用RD1
（10K）,外拉电阻的作用是维持电平稳定，增加单片机带负载能力。
3.2.5红光和红外光发光模块
利用两个发光二极管进行红光和红外光的发光控制。
当555定时器产生
的2KHZ的方波脉冲，通过D
升级会员 