0 引言

血氧饱和度和脉搏波是人体新陈代谢的重要体征指标，也是人体呼吸和循环系统疾病诊断的重要参数^[1]。脉率反映脉搏的节律性，血氧饱和度反映血液携带氧气的能力。对于中老年人、亚健康人群、吸烟人群，特别是患有间隙性呼吸病和心脏病的人群，在夜间睡眠过程中，时常伴有心脏停车或间歇性呼吸暂停现象，轻者影响睡眠质量，严重时直接导致死亡。因此，研究一款低功耗、低成本，能在手机上动态监控血氧饱和度和脉率，并能进行健康报警的便携式设备变得越来越有意义^[2]。目前，市场上光电式脉搏血氧仪种类很多，但普遍功耗较大，有线束缚，且很难做到夜间连续监控和报警。因此，基于目前社会上最流行的光电式脉搏血氧测量原理^[3]，本文设计并实现了一种适用于可穿戴式医疗的连续血氧饱和度测量系统。

1 无创血氧饱和度检测原理及相关计算

1.1 血氧饱和度测量原理

血氧饱和度(SpO₂)反应血液中氧合血红蛋白(HbO₂)占全部可结合的血红蛋白(Hb)容量的百分比^[1]，它是评价人体呼吸和循环系统的一个重要体征参数。可以通过监测动脉血氧饱和度(SpO₂)来对肺的氧合能力和血红蛋白携氧能力进行估计^[4]。

血氧饱和度测量原理是基于动脉血液对光的吸收率随着动脉搏动而变化的理论来进行测量的^[1]。动脉血液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白在不同波长入射光的照射下有着不同的吸收率^[1]，当用一定波长的光照射人体手指时，经过手指吸收、反射衰减后，由光敏元件探测到的透射（或反射）光经光电流转换放大，获得一较小的脉动分量。通过探测这个变化量，并消除非血液组织的影响，进而测得血氧饱和度。

1.2 血氧测量电路相关计算

根据血氧饱和度的定义可得：

根据氧合血红蛋白HbO2和还原血红蛋白Hb对红光和近红外光具有不同吸收光谱的特性，可得吸光强度与吸光系数、介质厚度、吸光物质浓度的近似关系式：

其中K为吸光系数，L为手指厚度，C为吸光物质浓度。

通过Lambert Bear定律,可推导出血氧饱和度近似公式：

其中，Q为两种波长光线吸收率之比，A、B为常系数，与传感器结构、测量条件等因素有关^[4]。考虑到光电传感器的离散性，在本系统设计中，A、B常系数通过实验定标的方法来确定^[5-6]。

1.3 脉率检测相关计算

心脏的跳动引起动脉血管产生收缩和扩张，导致红外光通过手指头的透射率产生影响，从而能够间接地测得心率值。假如n次心跳为一组，先通过相关算法取得n次心跳的时间间隔，再计算出脉搏数。

其中，T_s为第s次检测到的心跳时刻，T_e为第e次检测到的心跳时刻。即第n个心跳时刻，τ为心跳的时间间隔，其中有：τ=T_e-T_s，n=e-s。

2 系统总体结构组成

本系统主要由脉搏血氧驱动调理电路、MCU、SD卡模块、Bluetooth Low Energy(BLE)模块、OLED显示模块、按键输入模块等组成。系统整体结构框图如图1所示。通过MCU产生两路PWM信号，控制驱动电路的三极管Q1和Q2的轮流导通，同时通过DA输出控制Q3和Q4，进而控制红光和红外光的发光强度。脉搏血氧传感器的光电晶体管接收到交替的红光和红外光后，将光信号转换为电流信号，再通过OA0，将光电流转换为电压信号。去除直流后，经AD采集，其结果作为第二级OA1的直流偏压，用以放大微弱的脉搏血氧信号，再经MCU内部AD采集、滤波、计算处理后，通过OLED显示出相应脉搏波、血氧饱和度值和脉率值。同时，将数据打包成串口数据包，并经BLE模块送给智能手机进行实时显示和监护。

3 脉搏血氧硬件电路设计

本设计采用660 nm红光和940 nm红外光对被测手指部位进行交替照射，两透射光经光电转换得到变化的光电流信号，再经过放大、去直流、去工频干扰和基线漂移得到两路信号的交流成分，通过计算交流成分平均功率之比，再通过线性拟合得出脉搏血氧饱和度值[2]；最后通过提取一路交流信号特征值求出周期进而计算出脉率和血氧饱和度值^[7]。

本脉搏血氧驱动控制电路包括探头驱动电路、光电流放大和去直流电路以及计算电路，如图2所示。探头驱动电路由对称的4个三极管构成，Q1、Q2实现两路光线的交替照射，Q3、Q4与计算电路的两DA端相连，通过MCU产生两PWM信号来控制Q1和Q2实现红灯和红外灯的轮流交替通断，通过对OA0进行AD采集后进行滤波和算法处理，计算出相应的值来控制MCU内部DA进而控制Q3、Q4，实现红灯和红外灯的光强控制；光电流放大和去直流电路由两级运算放大器组成，第一级将光电流放大并转换为电压信号，此信号同时包含较小的交流成分和较多的直流成分，故需第二级运算放大器进行去直流处理和交流放大。计算电路接受两个运放输出，经计算后输出DC_OFFSET_OA1作为反馈为探头驱动电路和去直流电路提供参考电压。同时通过第二级运放对脉搏血氧信号进行放大，经MCU采集、滤波、计算、显示后，通过串口把封装好的数据包送给BLE模块进行传输。本测量模块通过识别特征电阻R10来选取相应的饱和度定标曲线，从而区分探头的种类^[7]，做到软硬件的匹配。

4 系统软件设计

本系统软件部分主要包括中断程序、滤波、特征值提取、波形绘制等子程序，采用血氧饱和度线性拟合算法、最小均方自适应算法计算脉搏波的周期和血氧饱和度值；采用3次样条插值拟合的方法消除基线漂移的影响^[8]；采用FIR滤波器去除工频噪声干扰。其系统主流程图如图3（a）所示。

此外，定时器中断程序频率采用200 Hz，其流程图如图3(b)所示。进入中断，先关闭两LED，然后开启红光LED，读取输入；再关闭红光LED，根据输入调整光照强度，经平均滤波和FIR滤波、去直流、循环队列更新，再确定是否处于找到波谷状态。若未找到，则计算两路光的平方和，同时采样计数值累加；若找到，则求平方和，计算血氧饱和度和脉率。随后关闭两LED进入红外光流程，开启红外光LED，读取输入；再关闭红外光LED，经平均滤波和FIR滤波、去直流、循环队列更新，再确定是否处于离开波谷状态，再寻找循环队列中最小值和位置，再判断是否为波谷，若不是继续寻找，若是则进入离开波谷状态。在离开波谷状态过程中仅计数，且计满20次后再次进入寻找波谷状态，从而计算出脉搏周期。

5 系统低功耗设计

本设计采用超低功耗MSP430FG4619作为主控芯片，由于内含AD、DA及运算放大器，仅需少量阻容器件即可构成驱动电路，故功耗低，成本低廉。本电路采用单电源供电，且使用蓝牙4.0进一步降低了系统总体功耗；显示屏采用OLED有机发光二极管，不仅提高了发光亮度，而且降低了显示能耗，且MCU可根据不同模式选择OLED关闭或者不同亮度显示；同时本系统具有电源管理模块，当检测到电压低于阈值电压时，关闭蓝牙并降低OLED亮度，以延长使用时间。在保证采样精度的前提下，可适当减小AD采样速度和LED发光强度以及LED通断频率来降低功耗。在软件方面，有多种模式可选择，当使用夜间监护模式时，设备OLED显示和手机LCD均关闭，MCU只进行数据间断采集、计算和间隙发送串口数据包给蓝牙BLE，滤波、算法处理、呼吸暂停警报都放在手机中进行；当选择低功耗测量模式时，蓝牙模块和OLED显示关闭，数据自动存储在SD卡中；当选择连续测量模式时，设备OLED通过按钮进行显示或者关闭。另外，当检测到手指脱落超过10 s时，系统外围电路断开，MCU进入待机模式。

6 系统测试结果分析

由于工频噪声的影响，故需对脉搏波进行50 Hz滤波，为了滤除脉搏波中50 Hz的工频干扰，本电路选用适合在单片机上处理的FIR滤波器进行陷波。FIR滤波前后脉搏波波形如图4所示。其结果表明，FIR滤波器较好地克服了工频噪声干扰。

由于呼吸过程中胸腔阻抗的变化及人体运动直接对脉搏波形产生影响，导致脉搏波形严重基线漂移[8]。为了克服基线漂移的影响，本系统采用3次样条插值拟合变换的方法求出脉搏波形基线数据，然后去除漂移的基线，最后输出波形。图5为经3次样条插值去除基线漂移前后脉搏波的波形图。

另外，为了验证本设计电路的系统功耗和准确度，需利用多组同类型仪器进行验证。本文采用力康PC-60NW、康泰CMS-50IW与本设计电路进行实验对比，如表1所示。

本系统测试中，通过美国Fluke公司的Index2型高精度脉搏血氧模拟仪产生一个脉率76次/min、血氧98%的标准测试信号,再利用本设计电路、力康PC-60NW、康泰CMS-50IW对该信号进行10 min测量，每2 min记录一次脉率值、血氧饱和度值、电流和电压值。经过测量和计算，10 min内5次测量的血氧、脉率和系统功率平均值如表1所示。

从表1可知，本设计电路采用3.3 V单电源供电，平均功率为154.9 mW，均低于力康PC-60NW(196.1 mW)和康泰CMS-50IW(184.1 mW)，表明本电路功耗较低。同时，本电路测量的血氧饱和度平均值为97.8%，平均脉率为76.3次/min，与Index2模拟仪输出的脉率和血氧值以及力康PC-60NW、康泰CMS 50IW所测得的数据相比均无显著性差异，表明本测量电路所测得的脉率和血氧饱和度具有较高的准确性。

7 结论

本文介绍了一种体积小、成本低、无创伤透射式脉搏血氧测量系统的软硬件设计，并制成了原型系统。通过该原型系统与两款商业产品进行比较，其结果表明本脉搏血氧测量电路功耗低，可连续测量，能较好地克服基线漂移和工频噪声干扰，同时可通过手机实时监护脉率和血氧值，且所测量的脉搏波波形较清晰,血氧饱和度值和脉率值准确可用。该系统在家庭及移动环境中使用，能够实现实时的、无扰的、长期的生理参数测量及监控，在穿戴式设备开发领域具有一定应用前景。

参考文献

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