摘 要： 主要介紹了一種無創便攜式脈搏血氧飽和度測量儀的軟硬件設計。該測量儀以單片機為主控制核心，采用DS-100A作為血氧飽和度的檢測探頭，利用主控制芯片對相關數據進行實時處理，若實時檢測的人體數據信號與設定值相差較大，則觸發SIM900A模塊進行短信報警。該系統在無創實時監測的基礎上額外增加了短信報警功能，更為人性化。
關鍵詞： 血氧飽和度；無創便攜；短信報警
0 引言
血氧飽和度是判斷人體呼吸系統、循環系統是否出現障礙、周圍環境是否缺氧的重要指標。傳統的測量血氧飽和的方法是先進行人體采血，通過血氣分析儀進行電化學分析來測出血氧分壓PO2后計算出血氧飽和度。該方法既不能進行連續實時的監測，還麻煩。近幾年來，紅外光譜光電法在無創式測血氧飽和度的應用方面已經取得較大的成功，通過測定透過組織床的光傳導強度，來計算血氧飽和度。
與現有的血氧飽和度測量方法相比較，本文方法有以下特點[1]：（1）便攜式設計，體積??；（2）連續無創傷地監測動脈血氧飽和度；（3）實時測量人體血氧飽和度，若測量的數據超過或低于正常值，系統將進行短信報警。
1 脈搏血氧飽和度測量原理
脈搏血氧飽和度測量原理是通過光電檢測技術將線性變化的血氧濃度和非線性變化的脈搏這兩者的物理量進行數字化，然后進一步處理實現對血氧飽和度的實時監測，且進行異常短信報警。由于人的手指是一個混合組織，當紅光和紅外光透過手指時，身體上的很多部位諸如皮膚、肌肉、骨骼、毛細血管、靜脈血管和心臟舒張期的動脈血會產生一個恒定的吸光系數A。由于心臟搏動，動脈血充盈會引起血管容積變化繼而形成脈動量的變化，由此產生變化的?駐A。當用兩種特定波長的恒定光λ1、λ2照射手指時，運用Lambert-Beer定律可推導出[2-3]：
其中，
１、
１是對應于λ1波長的Hbo2、Hb的吸光系數，
A１是λ1的吸光度變化量。
2、
2是對應于λ2波長的Hbo2、Hb的吸光系數，
A2是λ2的吸光度變化量。一定波長的光和一定的透射物的吸光系數是個確定的量，即
１、
１、
2、
2為常量。要使式（1）中的Sao2和Hbo2之間呈近似線性關系，需適當選擇，其表示為：
其中，Q為兩種波長（Hbo2、Hb）的吸光度變化之比；a、b為儀器常數，與傳感器結構以及測量條件有關，通過定標方法得出a、b常數。光源采用了兩種不同波長的紅光和紅外光，其管芯經特殊的封裝和PIN型光敏管組成了透射式夾指傳感器。發光管的峰值分別為λ1=660 nm（紅光），λ2=940 nm（紅外），由單片機控制雙脈沖發送使兩發光管按順序交替工作[1]。光敏管檢測到的信號經調制放大，解調分離電路分別檢出由紅光和紅外光產生的信號送單片機A/D口進行數據的處理。信號的測量過程如圖1所示。
2 系統硬件設計
血氧飽和度是本系統最重要的探測參數。光電傳感器接收交替發出的紅光和紅外光，所得數據在經過電路轉化以及算法運算最終得到被測者的血氧飽和度。
圖2所示是本系統的硬件流程圖，該系統主要包括4個模塊：驅動采樣模塊、信號處理模塊、控制處理模塊和報警模塊。
2.1 驅動采樣模塊
圖3為血氧探頭傳感器與接頭的電氣連接圖。驅動采樣模塊分為驅動部分和采樣部分，本系統采用目前使用最廣泛的一種探頭DS-100A。RID為特征電阻，R為紅色發光二極管，IR為紅外發光二極管，PD為光敏二極管。PD的兩個接口連接AD623放大芯片[4]。
圖4所示為H橋型電路，使紅光和紅外光交替以得到所要的數據，H橋型驅動電路實現了紅光發光二極管和紅外發光二極管的交替閃爍。人體的脈搏信號和血氧信號分別由紅光和紅外光來檢測，但在測量過程中存在許多變量，如人體的血氧信號是線性變量，而且人體在劇烈運動后的脈搏頻率與平靜狀況下也是不同的，大約在4 Hz。H橋型驅動電路能提供一個滿足條件的采樣頻率，采樣出兩個完整的信號。
2.2 信號處理模塊
圖5為信號處理模塊的流程原理圖，前后分別經過前置放大電路、信號分離電路、低通濾波電路、高通濾波電路、A/D轉換電路最終得到需要的數字信號[5]。
2.2.1 前置放大電路
AD623的交流共模抑制比隨增益的增大而增大，因而能保持最小誤差。通過改變正負端的電阻來改變增益，R2=510 
，R3=510 
，R1=1 k
，R4=5 k
，增益為20倍。AD623能最大限度地實現低失調、高輸入阻抗的功能。圖6為前置放大電路的具體原理圖。
2.2.2 信號分離電路
信號分離電路采用四雙向模擬開關CD4066，作模擬或數字信號的多路傳輸。CD4066中4個獨立模擬開關的控制端由單片機的接口控制，控制端加高電平時開關導通，其導通電阻為幾十歐姆；當控制端加低電平時開關截止，截止時呈高阻抗，視為開路。每個模擬開關的另外兩個輸入輸出端可互換。信號分離電路如圖7所示。
2.2.3 低通濾波電路
圖8為典型的四階有源低通濾波器。第一級放大濾波部分由兩級RC濾波環節與同相比例運放電路組成，第一級濾波電路的通帶增益為![ZD0KT}0]CN{YI_RZS1MT]T3.png](http://files.chinaaet.com/images/2016/02/21/6359167615793700006313990.png "ZD0KT}0]CN{YI_RZS1MT]T3.png")
，R4= 1 k
，R3=5 k
；第二級放大電路即為同相比例運算電路，通帶增益為![Q431$1C~G]R@MSVAF0J1($V.png](http://files.chinaaet.com/images/2016/02/21/6359167618881500003371933.png "Q431$1C~G]R@MSVAF0J1($V.png")
，R6=4.7 k
，R5=1 k
。兩級放大總的增益為Au=Au1*Au2=6。截止頻率
，C1=C2=0.1 
F，即截止頻率為20 Hz。
2.2.4 高通濾波電路
圖9為有源高通濾波的具體原理圖。它由一級RC濾波環節與同相比例運算電路組成，電容C1接至輸入端，引入正反饋改善幅頻特性。濾波電路的通帶增益為![QDJV{H3L`_BDWH]A$~HBB{I.png](http://files.chinaaet.com/images/2016/02/21/6359167626921300008434763.png "QDJV{H3L`_BDWH]A$~HBB{I.png")
，電阻WRX為調零電阻，截止頻率
，R1=1 M
，C1=C2=1 
F，即截止頻率取0.01 Hz。
2.2.5 A/D轉換電路
在A/D轉換電路中，采用高速串行模/數轉換器AD7888。經放大電路輸出后的信號，將其與A/D轉換電路相連，由于信號已經被控制在0~5 V之間，所以可將模擬信號轉換為便于單片機處理的數字信號。
AT89C52單片機需要設置地址、數據及控制信號以便更好地與AD7888配套使用。用其中的一個I/O端口產生數據轉換的串行時鐘，一個I/O端口寫入控制字，一個I/O端口控制片選信號，一個I/O口接收數字信號數據。
2.3 控制處理模塊
控制處理模塊為單片機最小系統。本系統采用的單片機型號是AT89C52，它是一個低電壓、高性能COMS8位單片機，片內含8 KB的可反復擦寫的Flash只讀程序存儲器和256 B的隨機存取數據存儲器。圖10為同步時序控制電路時序信號圖，通過單片機編寫程序定時觸發脈沖信號到H橋電路使紅光和紅外光交替發射。
2.4 GSM報警模塊
本系統使用SIM900A模塊[6]，雙頻GSM/GPRS模塊，其無線收發模塊的類型采用完全SMT封裝。本文設計的GSM的短信傳輸模式，其數據采集硬件部分通過AT89C52單片機實現信號的處理等功能，處理采集的信號，若此血氧飽和度不在正常范圍內，則將此信息發送到測量者手機上，實現了遠程報警，并能第一時間采取醫療措施。
當采集卡上電復位后，驅動軟件初始化主控芯片的端口、串口波特率、EEPROM中的固定參數、GSM通道設置以及模塊串口設置。初始化后的主控芯片每隔一段時間判斷是否有來自遠程終端或手機短信預設的數據請求命令接口。當然外部也有時鐘電路定時每分鐘觸發中斷信號，然后由此開始采集傳感器中已獲取的數據值。當有命令傳來，無線發送模塊就將組建好的信息報文通過串口傳送出去。
3 系統軟件設計
圖11為系統軟件流程圖。血氧檢測模塊軟件包括A/D轉換、自動增益調節、血氧飽和度計算。定時器每隔10 ms產生一次中斷來控制發光二極管分時發光，對信號處理后的光信號進行A/D轉換和數據處理，這樣就能根據光電信號的交直流成份之比，計算出血氧飽和度。
4 系統運行結果
系統運行結果如圖12所示。
5 結論
本文設計的是一種基于GSM無創便攜式血氧飽和度監控報警系統。該系統成本低、電路結構穩定簡單、系統維護方便、測量精確，這樣的醫療保健設備適用于中老年群體。在老齡化日益嚴重的今天，本系統有著非常廣泛的應用前景和廣闊的市場。
參考文獻
[1] 鄭萬挺，陳付毅.光電脈搏血氧心率儀電路設計[J].電子器件，2010，33（6）：786-789.
[2] 曲振宇，方舸，巫崎，等.脈搏血氧的檢測研究[J].醫療裝備，2010，23（5）：21-22.
[3] 陳丹，王晶，陳揚美，等.基于GSM便攜式人體生理信號監控報警系統設計[J].電子器件，2013，36（1）：132-137.
[4] 高新軍，劉新穎.脈搏血氧飽和度測量原理及常見血氧探頭[J].中國醫療設備，2010，25（6）：57-59.
[5] 阮程，徐寅林，羅琚.無創血氧飽和度檢測儀的研究[J].儀表技術，2011（1）：52-53.
[6] 甘志偉，閆凱.基于SIM900A的無線數據采集卡設計與實現[J].電子科技，2013（1）：55-58.