血氧饱和度是人体新陈代谢的重要体征指标之一，也是人体呼吸系统和循环系统疾病诊断的重要生理参数。许多临床疾病会造成氧供应的缺乏，将会直接影响细胞的正常新陈代谢，严重的还会威胁人的生命，所以动脉血氧浓度的实时监测，在临床救护中非常重要。目前，在临床监护病人的血氧饱和度时，多使用固定的有创的血气分析法对病人进行血氧检测，容易造成干扰，而且不能够提供连续、实时的血氧饱和度数据，难以满足日益提高的医疗要求的需要[1]。因此，无创实时连续地对病人进行血氧饱和度检测变得日益广泛而且重要。

1 近红外光无创血氧检测的原理
血氧饱和度是指动脉中与氧结合的氧合血红蛋白的容量占全部可结合的血红蛋白容量的百分比及血液中血氧的浓度[2]。
近红外光无创血氧检测的理论依据是朗伯-比尔光吸收原理。一束单色光照射于一吸收介质表面，在通过一定厚度的介质后，由于介质吸收了一部分光能，透射光的强度就要减弱。吸收介质的浓度越大，介质的厚度愈大，则光强度的减弱愈显著，其关系为：

人体血液中的氧合血红蛋白和没被氧合的还原血红蛋白对于不同波长光的吸收系数是不同的[3]。在波长600~700 nm的红光R范围内，还原血红蛋白的吸收系数比氧合血红蛋白的大，而在800~1 000 nm的红外光范围内，还原血红蛋白的吸收系数比氧合血红蛋白小[4]。这样通过检测人体组织对光强的吸收情况，便可以计算出血液中的含氧量。还原血红蛋白和氧合血红蛋白对红光和近红外光的吸收系数曲线如图1所示。

本文采用波长为660 nm的红光和940 nm的近红外光作为入射光源，通过测定穿过手指的光强度来计算血氧饱和度[5]。
2 系统整体设计
基于S3C2440A的无创血氧检测系统，其硬件主要包括血氧检测传感器和驱动电路、信号调理电路、精密的A/D和D/A接口模块、S3C2440A处理控制模块，触摸屏和RS232通信模块。图2是系统的整体结构框图。

系统通过I2C接口控制D/A模块与PWM模块搭配工作，来驱动血氧传感器，血氧传感器采集的信号经过信号调理电路后，经A/D模块采集并送至S3C2440A控制中心，经过数据分析和处理后，在触摸屏上显示，并将结果送至上位机进行保存。
S3C2440A是基于ARM9核心的处理器，具有丰富的外设接口和强大的处理和控制性能。其功耗低，处理速度最高可到400 MHz，具有片上I2C、SPI、LCD接口及UART接口，极大地方便了系统的设计和扩展。
3 传感器及接口硬件设计
3.1 血氧检测传感器设计
血氧传感器检测的部位是人体手指,这是因为手指部位厚度较薄，易于光的透射。而采用透射方式的检测技术也较之漫反射技术的检测精度更好，受到的干扰也较小。血氧传感器采用Nellcor的指套式血氧探头，其内部采用波长为660 nm的红光发光二极管和波长为940 nm的红外光发光二级管作为入射光源，而接收器件则为与之匹配的光敏二极管（PIN管）。
3.2驱动电路设计
系统的采样周期设置为2 ms，在这2 ms之内，红光二极管和红外光二极管交替各导通一次，中间还要留出一定的死区时间。通过ARM处理器的PWM输出来控制两个发光二极管R LED和IR LED轮流导通,通过S3C2440A的I2C接口，调节D/A模块的输出电压，D/A的输出电压决定了三极管的导通电流，从而可以控制发光二极管的发光强度。如图3为H桥LED驱动电路，两个PNP三极管Q1A、Q1B充当了开关管的作用，在一个采样周期中，各导通一次，在PWM1输出为低电平时，Q1A导通，并处于饱和状态，控制DAC2输出，使NPN三极管Q2B导通，调节DAC2的输出电压来控制Q2B的导通电流，也就是控制流过IR LED的电流，从而可以控制IR LED的发光强度。控制R LED的工作状态时，使Q1B处于饱和开通状态。Q2A的工作情况与Q2B类似，通过调节DAC1的输出电压，进而可以控制R LED的发光强度。

3.3 血氧信号检测调理电路
血氧的光电信号的检测电路和信号调理电路是整个数据采集系统的关键,其设计的优劣直接影响信号采集的质量。传感器采用对应波长的PIN管作为接收管,为了满足其高速的要求,使PIN管工作于光电导模式,通过2.5 V的基准电压芯片分压,提供一个0.3 V的偏置电压，从而可以使其工作于高速状态，但是其产生的暗电流和噪声就需要通过后级电路设计予以抑制。
光电二极管具有高阻抗特性，其产生的电流信号十分微弱，要求前置放大器具有很高的低偏置电流特性，为了方便信号的传输，必须通过电流-电压转换电路，将PIN管的电流信号转换为电压信号，光电二极管的电流信号十分微弱，只有几十微安，要求采用很大的反馈电阻,才能将其转换为伏级别的电压信号供后级电路采样，并保证其不失真。为了抑制其产生的噪声，放大电路采用了一级放大，将转换得到的电压连接至A/D转换器，就可以得到血氧信号的直流信号。为了提高血氧饱和度计算的精确度，需要检测血氧信号的波动特性。通过控制D/A转换器DAC3输出合理的电压定标值，对血氧信号和定标差值进行再次放大，从而测得血氧信号的交流信号值。图4为信号检测调理电路。

4 ARM处理控制单元及外围接口设计
系统的控制单元是以S3C2440A为核心来设计的。S3C2440A是三星公司推出的基于ARM920T的RISC处理器，其提供了丰富的外设接口，有2路SPI接口、1路I2C接口、4路PWM输出、3路UART接口和触摸屏接口，并提供了大量的I/O口。这些丰富的外设可以使系统的开发更加方便，而且其包含了大部分接口器件的接口标准，兼容性好，为系统的进一步开发提供了一个良好的硬件扩展平台。
无创血氧检测对血氧电压信号的采集要求精度较高、采样速度快、精确地对采集的电压信号进行转换，其转换的精度和速度直接关系到系统结果的准确度。本系统利用S3C2440A的SPI接口外接了精密的模数转换器ADS8331。ADS8331是TI公司出品的16位中等转换速率的模数转换器,有4路A/D输入， 最大转换速率为500 kS/s，具有精确度高,功耗低等特点,适用于医疗设备。
系统的数模转换模块采用了TI公司的DAC7573芯片，12位精度，其自带的I2C接口可以与S3C2440A的I2C直接连接，最大传输速度为3.4 Mb/s，转换速度快，功耗小。ADS8331和DAC7573的外围电路都采用TI公司提供的经典设计电路进行设计。
系统将血氧传感器检测的数据经过信号调理电路之后，通过ADS8331对电压信号进行采集，将采集的数据经SPI接口送至ARM处理器，进行数据的处理和分析。ARM处理器根据数据处理结果，通过I2C接口，发送数据至DAC7573来控制对应的电压输出口输出电压值以控制血氧传感器内部发光二级管的输出功率，进而调节其发光强度，以保证采集到的信号更准确。ARM处理器将处理结果通过触摸屏进行实时显示，同时经过RS232接口送至上位机进行数据保存。
5 系统软件设计
系统的软件部分主要包括各个模块的驱动程序和血氧饱和度的算法。
S3C2440A主程序流程图如图5所示。

6 系统结果分析
通过串口发送数据至上位机采集系统之后保存成数据文件得到的采集数据波形图如图6所示。采样得到的血氧饱和度信号波形与人体的脉搏信号十分吻合，准确地反应了人体的血氧饱和度信息，所以系统的设计是合理的。

本文设计了基于S3C2440A的无创血氧检测系统。依据近红外光谱技术的理论，设计了血氧传感器，并根据传感器的特性，设计信号检测和调理电路，配合以高精度的ADC和DAC模块， 以及S3C2440A处理器的支持，成功实时检测到了血氧信号。系统工作稳定可靠，并且检测方便，无创伤，其在临床的应用前景十分广阔。虽然系统的血氧算法精度不高，但是血氧数据可以实时保存，为下一步血氧浓度算法研究和分析提供了强有力的支持。
参考文献
[1] Xin Shangzhi, Hu Sijung. Investigation of blood pulse PPG signal regulation on toe effect of body posture and lowerlimb height[J]. Journat of Zhejiang University SCIENCEA.2007.8(6):916-920.
[2] JOSEPH M. Simple photon diffusion analysis of the effects of multiple scattering on pulse oximetry[J]. IEEE Transaction Biomed Eng,1991,38(12):1994.
[3] LEE J, JUNG W, KANG I, et al. Design of filter to reject motion artifact of pulse oximetry[J]. Computer Standands & Interfaces,2004(26):241-249.
[4] DI G,TANG X,LIU W. A reflectance pulse oximeter fesign Using the MSP430F149[C]. IEEE/ICME International Conference in Complex Engineering,2007:1081-1084.
[5] 罗志昌，张松，杨益民.脉搏波的工程分析与临床应用[M].北京：科学出版社，2006.