摘  要： 主要介绍了一种无创便携式脉搏血氧饱和度测量仪的软硬件设计。该测量仪以单片机为主控制核心，采用DS-100A作为血氧饱和度的检测探头，利用主控制芯片对相关数据进行实时处理，若实时检测的人体数据信号与设定值相差较大，则触发SIM900A模块进行短信报警。该系统在无创实时监测的基础上额外增加了短信报警功能，更为人性化。

　　关键词： 血氧饱和度；无创便携；短信报警

0 引言

　　血氧饱和度是判断人体呼吸系统、循环系统是否出现障碍、周围环境是否缺氧的重要指标。传统的测量血氧饱和的方法是先进行人体采血，通过血气分析仪进行电化学分析来测出血氧分压PO2后计算出血氧饱和度。该方法既不能进行连续实时的监测，还麻烦。近几年来，红外光谱光电法在无创式测血氧饱和度的应用方面已经取得较大的成功，通过测定透过组织床的光传导强度，来计算血氧饱和度。

　　与现有的血氧饱和度测量方法相比较，本文方法有以下特点[1]：（1）便携式设计，体积小；（2）连续无创伤地监测动脉血氧饱和度；（3）实时测量人体血氧饱和度，若测量的数据超过或低于正常值，系统将进行短信报警。

1 脉搏血氧饱和度测量原理

　　脉搏血氧饱和度测量原理是通过光电检测技术将线性变化的血氧浓度和非线性变化的脉搏这两者的物理量进行数字化，然后进一步处理实现对血氧饱和度的实时监测，且进行异常短信报警。由于人的手指是一个混合组织，当红光和红外光透过手指时，身体上的很多部位诸如皮肤、肌肉、骨骼、毛细血管、静脉血管和心脏舒张期的动脉血会产生一个恒定的吸光系数A。由于心脏搏动，动脉血充盈会引起血管容积变化继而形成脉动量的变化，由此产生变化的?驻A。当用两种特定波长的恒定光λ1、λ2照射手指时，运用Lambert-Beer定律可推导出[2-3]：

　　其中，１、１是对应于λ1波长的Hbo2、Hb的吸光系数，A１是λ1的吸光度变化量。2、2是对应于λ2波长的Hbo2、Hb的吸光系数，A2是λ2的吸光度变化量。一定波长的光和一定的透射物的吸光系数是个确定的量，即１、１、2、2为常量。要使式（1）中的Sao2和Hbo2之间呈近似线性关系，需适当选择，其表示为：

　　其中，Q为两种波长（Hbo2、Hb）的吸光度变化之比；a、b为仪器常数，与传感器结构以及测量条件有关，通过定标方法得出a、b常数。光源采用了两种不同波长的红光和红外光，其管芯经特殊的封装和PIN型光敏管组成了透射式夹指传感器。发光管的峰值分别为λ1=660 nm（红光），λ2=940 nm（红外），由单片机控制双脉冲发送使两发光管按顺序交替工作[1]。光敏管检测到的信号经调制放大，解调分离电路分别检出由红光和红外光产生的信号送单片机A/D口进行数据的处理。信号的测量过程如图1所示。

2 系统硬件设计

　　血氧饱和度是本系统最重要的探测参数。光电传感器接收交替发出的红光和红外光，所得数据在经过电路转化以及算法运算最终得到被测者的血氧饱和度。

　　图2所示是本系统的硬件流程图，该系统主要包括4个模块：驱动采样模块、信号处理模块、控制处理模块和报警模块。

　　2.1 驱动采样模块

　　图3为血氧探头传感器与接头的电气连接图。驱动采样模块分为驱动部分和采样部分，本系统采用目前使用最广泛的一种探头DS-100A。RID为特征电阻，R为红色发光二极管，IR为红外发光二极管，PD为光敏二极管。PD的两个接口连接AD623放大芯片[4]。

　　图4所示为H桥型电路，使红光和红外光交替以得到所要的数据，H桥型驱动电路实现了红光发光二极管和红外发光二极管的交替闪烁。人体的脉搏信号和血氧信号分别由红光和红外光来检测，但在测量过程中存在许多变量，如人体的血氧信号是线性变量，而且人体在剧烈运动后的脉搏频率与平静状况下也是不同的，大约在4 Hz。H桥型驱动电路能提供一个满足条件的采样频率，采样出两个完整的信号。

　　2.2 信号处理模块

　　图5为信号处理模块的流程原理图，前后分别经过前置放大电路、信号分离电路、低通滤波电路、高通滤波电路、A/D转换电路最终得到需要的数字信号[5]。

　　2.2.1 前置放大电路

　　AD623的交流共模抑制比随增益的增大而增大，因而能保持最小误差。通过改变正负端的电阻来改变增益，R2=510 ，R3=510 ，R1=1 k，R4=5 k，增益为20倍。AD623能最大限度地实现低失调、高输入阻抗的功能。图6为前置放大电路的具体原理图。

　　2.2.2 信号分离电路

　　信号分离电路采用四双向模拟开关CD4066，作模拟或数字信号的多路传输。CD4066中4个独立模拟开关的控制端由单片机的接口控制，控制端加高电平时开关导通，其导通电阻为几十欧姆；当控制端加低电平时开关截止，截止时呈高阻抗，视为开路。每个模拟开关的另外两个输入输出端可互换。信号分离电路如图7所示。

　　2.2.3 低通滤波电路

　　图8为典型的四阶有源低通滤波器。第一级放大滤波部分由两级RC滤波环节与同相比例运放电路组成，第一级滤波电路的通带增益为，R4=      1 k，R3=5 k；第二级放大电路即为同相比例运算电路，通带增益为，R6=4.7 k，R5=1 k。两级放大总的增益为Au=Au1*Au2=6。截止频率，C1=C2=0.1 F，即截止频率为20 Hz。

　　2.2.4 高通滤波电路

　　图9为有源高通滤波的具体原理图。它由一级RC滤波环节与同相比例运算电路组成，电容C1接至输入端，引入正反馈改善幅频特性。滤波电路的通带增益为，电阻WRX为调零电阻，截止频率，R1=1 M，C1=C2=1 F，即截止频率取0.01 Hz。

　　2.2.5 A/D转换电路

　　在A/D转换电路中，采用高速串行模/数转换器AD7888。经放大电路输出后的信号，将其与A/D转换电路相连，由于信号已经被控制在0~5 V之间，所以可将模拟信号转换为便于单片机处理的数字信号。

　　AT89C52单片机需要设置地址、数据及控制信号以便更好地与AD7888配套使用。用其中的一个I/O端口产生数据转换的串行时钟，一个I/O端口写入控制字，一个I/O端口控制片选信号，一个I/O口接收数字信号数据。

　　2.3 控制处理模块

　　控制处理模块为单片机最小系统。本系统采用的单片机型号是AT89C52，它是一个低电压、高性能COMS8位单片机，片内含8 KB的可反复擦写的Flash只读程序存储器和256 B的随机存取数据存储器。图10为同步时序控制电路时序信号图，通过单片机编写程序定时触发脉冲信号到H桥电路使红光和红外光交替发射。

　　2.4 GSM报警模块

　　本系统使用SIM900A模块[6]，双频GSM/GPRS模块，其无线收发模块的类型采用完全SMT封装。本文设计的GSM的短信传输模式，其数据采集硬件部分通过AT89C52单片机实现信号的处理等功能，处理采集的信号，若此血氧饱和度不在正常范围内，则将此信息发送到测量者手机上，实现了远程报警，并能第一时间采取医疗措施。

　　当采集卡上电复位后，驱动软件初始化主控芯片的端口、串口波特率、EEPROM中的固定参数、GSM通道设置以及模块串口设置。初始化后的主控芯片每隔一段时间判断是否有来自远程终端或手机短信预设的数据请求命令接口。当然外部也有时钟电路定时每分钟触发中断信号，然后由此开始采集传感器中已获取的数据值。当有命令传来，无线发送模块就将组建好的信息报文通过串口传送出去。

3 系统软件设计

　　图11为系统软件流程图。血氧检测模块软件包括A/D转换、自动增益调节、血氧饱和度计算。定时器每隔10 ms产生一次中断来控制发光二极管分时发光，对信号处理后的光信号进行A/D转换和数据处理，这样就能根据光电信号的交直流成份之比，计算出血氧饱和度。

4 系统运行结果

　　系统运行结果如图12所示。

5 结论

　　本文设计的是一种基于GSM无创便携式血氧饱和度监控报警系统。该系统成本低、电路结构稳定简单、系统维护方便、测量精确，这样的医疗保健设备适用于中老年群体。在老龄化日益严重的今天，本系统有着非常广泛的应用前景和广阔的市场。

　　参考文献

　　[1] 郑万挺，陈付毅.光电脉搏血氧心率仪电路设计[J].电子器件，2010，33（6）：786-789.

　　[2] 曲振宇，方舸，巫崎，等.脉搏血氧的检测研究[J].医疗装备，2010，23（5）：21-22.

　　[3] 陈丹，王晶，陈扬美，等.基于GSM便携式人体生理信号监控报警系统设计[J].电子器件，2013，36（1）：132-137.

　　[4] 高新军，刘新颖.脉搏血氧饱和度测量原理及常见血氧探头[J].中国医疗设备，2010，25（6）：57-59.

　　[5] 阮程，徐寅林，罗琚.无创血氧饱和度检测仪的研究[J].仪表技术，2011（1）：52-53.

　　[6] 甘志伟，闫凯.基于SIM900A的无线数据采集卡设计与实现[J].电子科技，2013（1）：55-58.