基于MSP430超低功耗处理器的监护仪脉搏血氧模块

2006 年第3 期78 在危重病人的床头监护和手术过程生理参数的检 测中，多参数监护仪是一个重要的监测仪器。血氧饱 和度是其中的一个重要参数。它反映了动脉血液流经 肺部后，氧合血红蛋白所占血红蛋白总体的比例。血 液中的氧含量直接影响了人体新陈代谢，因此快速简 捷的无损伤光电检测方法有着重要的现实意义，比起 插管提取血液的有损法，指端脉搏血氧信号的光电检 测法使病人所花的代价要小得多，并且能应用在健康 人的运动、睡眠监测研究中。本文给出了基于监护仪 的血氧模块工作原理及软硬件实现方法。 人体动脉血中血红蛋白主要以还原（Hb）和氧合 （HbO2）形式存在。血氧饱和度定义为： 2 = 2/ + 2 ×100% （1） 根据光学原理，当发光管发射的单色光透过具有 丰富毛细血管床的手指、脚趾和耳垂等部位，另一边 光敏管接收的透射光的强度为： = 0× × 1 1 + 2 2 （2） 式中： 下标 1、2分别表示 Hb和 HbO2； E、C、D分别为溶液吸光系数、浓度和动脉血的路径 长度； 系数 a为组织里非动脉血部分对入射光的衰减作 用，包括表皮、皮下组织、静脉血等。 当动脉血管搏动时，这部分组织的衰减作用可 认为是不变的。D 为光通过动脉血的路径长度，动 脉血管搏动时，该部分的长度发生变化，设为 D。 设搏动后、前投射光强之比的对数为 W，当 W较 小时: = ln / = 1 1+ 2 2 ≈ / （3） 由于 D 及 C1、C2未知，因此需要另一束光，这 基于MSP430超低功耗处理器的 监护仪脉搏血氧模块 Pulse Oximeter Module for Multiparameter Monitor with MSP430 Microprocessor 电子科技大学（成都 610054）冯 奇 摘要：本文介绍了脉搏血氧饱和度的测量原理，以及采用通用探头的MSP430超低功耗单片机的监护仪脉 搏血氧模块的软硬件实现。 Abstract: In this paper, we introduce principle of pulse blood oxygen saturation measurement, the hardware and software realization of multi-parameter monitor pulse blood oxygen module with ultra-low power consume MSP430 mix signal processor and general propose blood oxygen detector. 关键词： Key s: 1原理简介 中国仪器仪表 应用研究 792006年第 3期 样我们选用对血氧饱和度的检测有较强的灵敏度和稳 健性的波长分别为 940nm和 660nm的红外光和红光。 若用上标撇号表示另一束红光的对应参数，经一系列 运算可解得： 2 = 2 / 2 / 2 1 / 2 1 （4） 当 E2＝ E1时，可简化为： 2 = × / + = × / / / + = × + （5） 此时，只需分别检测出两个波长的光电信号，且 计算出脉动部分与直流部分的交直流调制比： I/I，即 可代入式（5）算出脉搏血氧饱和度，系数 A和 B可 经定标获得。 当 E2与 E1不相等时，SpO2与 P不成线性关系，但 是仍可用 P的二次函数来拟合，即： 2 = × 2+ × + （6） 式中系数 a、b、c 可用最小二根据实测数据 来计算。 MSP430是 TI 公司近几年推出的超低功耗 16位 系列单片机，集成了多通道 12bit 的 A/D 转换、片内 精密比较器、多个具有 PWM功能的定时器、硬件乘 法器、片内 USART、看门狗定时器、片内数控振荡器 （DCO）、大量的 I/O 端口以及大容量的片内存储器， 它的超低功耗使其在电池供电的便携式设备如监护仪 的应用中表现出非常优良的特性。该模块的总体结构 如图 1所示。 单片机外围有红光、红外光发射接收时序控制电 路，前置放大，红光、红外光分离电路，自动增益控 制电路和高低通滤波电路等几部分。 2.1 红光、红外光发射接收控制时序 如图 2所示，因为血氧的检测须用到红光、红外 光两路光，为不造成两个光电信号的混叠，必须采用 两路光交替发射的方法。同时为了抵消周围环境背景 光的干扰，在两路光发射的间隔，停止发光，时间与 两路光脉冲的脉宽相等，此时光电池测得的是环境背 景光的信号。 两路光经过搏动的毛细血管，相当于脉搏对红光、 红外光脉冲进行脉冲幅度调制。同时在接收到两路光 电信号后，须对有用的红光信号进行同相放大（倍数 为正负 1），而对随后的相同时间的背景光信号进行反 相放大。然后经过光分离电路后，把两者相加，就可 以抵消环境光的影响。这可以用低通滤波的方法实现， 而且低通滤波器同时可以把呈脉冲形式的高频红光信 号解调出来。 图 2中： cp为处理器输出的时钟脉冲，用于同步整个脉冲 时序； q1及 q2为 cp经二分频和 四分频后的脉冲，经组合后 用于产生红光、红外光信号 及同反相放大、分离等控制 信号； q2q1 为红外光的驱动信 号，用于驱动发光电路发射 红外光； q2q1 为红光的驱动信号， 2硬件原理 红光、红外光 发光二极管 人体 组织 发光 二极管 前放 同反相 放大 红光、红 外光分离 低通 滤波器 自动 增益控制 低通 滤波器 MSP430 混合信号处理器 光驱动 电路 显示或去工控板 图 1 模块的总体结构 cp q1 q2 q1 q2q1 q2cp q2q1 q2cp 图 2 各控制脉冲 中国仪器仪表 应用研究 2006 年第3 期80 用于驱动发光电路发射红光；可以看出两光信号的占 空比均为 25％，且相互等间隔。相位差 180°。其余一 半时间分为相等的两个间隔不发光，电路可借此检测 背景干扰。 q1为同反相放大控制信号，即当两光信号出现时 为高电平，进行反相放大，而其余时间为低电平，对 背景干扰信号进行分析放大。 q2cp 为红外光分离控制信号，用于将红外光脉冲 信号的后半部分及稍后（半个脉宽）的相等时间的背 景光干扰信号分离，留至低通滤波将其滤除。 q2cp为红光分离控制信号，作用与上述相当。 2.2 前置放大电路 前置放大电路如图 3所示，采用对称形式的跨导 放大器，探头中的硅光电池置于两输入端之间。由于 跨导电阻很大，很容易感应出噪声电压，所以两电阻 应在较小的环路中，并且靠得较近，有利于抵消该噪 声电压。硅光电池无须加反相电压，减少了红光、红 外光熄灭期间的暗电流，但 其在零偏置状态时的灵敏度 大大高于硅光敏二极管，所 以仍需考虑背景光的干扰， 经过U2A的反相放大和呈跟 随器形式的 U2B 的驱动后， 送至U3A进行抵消背景光的 同反相放大。 2.3 同反相放大与两路光分 离电路 如图 4 所示，电子开关 S1可采用 CD4016，当脉冲 控制信号 1为高电平时，电 子开关 S1 第一路开关的 1、 2脚导通。此时 U3A的同相 端接地，电位为零。此时该 电路为一的反相器。 当脉冲控制信号 1为低 电平时，电子开关 S1 的 1、 2脚截止。此时 U3A的同反 相端通过相同阻值的电阻接 输入信号端，电位为零。由于集成运放的虚断虚短特 性，流过 R10的电流为零，所以同反相端与输入端电 位相同。即可知流过 R9、R11的电流也为零。此时输 出电压与输入电压相同。 其消除背景光干扰的原理为：当叠有背景光干扰 的脉搏红外光信号到来时，在控制脉冲的作用下，放 大器对其进行同相放大，当两个发光二极管熄灭时， 此时接收的是纯背景光电信号，放大器对其进行反相 放大，这样背景光信号在相等的时间段内，分别进行 了同反相放大，其平均值为零，经低通滤波后，即可 将其滤除。接着对两路信号进行分离，分离电路实为 一选通门。当红外光分离控制信号q2cp高电平到来时， 电子开关的第 3路短路，输出红外光信号。而此时红 光分离控制信号 q2cp为低电平，电子开关第 2路呈截 止状态，所以红光信号不会在此时输出。红光分离信 号到来时同理分析。分离后的两路光电信号分别经跟 随器驱动后面的低通滤波电路。这样，均值为零的背 图 3 前置放大电路图 图 4 同反相，分离电路及自动控制电路 中国仪器仪表 应用研究 812006年第 3期 景光电信号被滤除，而有用的脉搏红光、红外光电信 号被从脉冲的形式解调出来。 2.4 自动增益控制电路 如图 4所示，运放 U4接成反相放大形式，反馈 电路由 R17、R18、R19及 S2的两路电子开关构成。 单片机根据测得的两路光电信号强度控制这两路电子 开关的通断，即可改变反馈电阻的串并联状态，从而 改变反馈电阻以至电路的放大倍数。 相对放大倍数的范围为 1、2、4、10倍，这个动 态范围能满足绝大多数测量要求。两路信号经此电路 后，再经过二阶有源低通滤波器，送至MSP430单片 机的 A/D端，在内部定时器控制下采样并完成 A/D转 换。因为脉搏血氧信号最高谐波频率一般不超过 10Hz， 且为了能对 50Hz 的工频有强抑制作用，采样频率根 据奈奎斯特定律为 100Hz。 整个单片机的软件由基于 MSP430的 IAR Embe- dded Workbench 集成开发环境（IDE）完成。这是一 个功能强大的编辑调试开发平台。可以利用 IAR公司 的WORKBENCH和 C-SPY编译，通过 JTAG口直接 下载至片内 FLASH 内存脱机运行，可以在上层软件 中看到各寄存器的内容并在线修改支持单步运行在线 观察定义的各个变量实时值。软件由几大功能模块构成。 （1）各端口及功能模块的初始化 初始化定时器 TB 以控制输出脉冲的频率，定时 器 TA 以控制采用频率，初始化串口，计算出波特率 及调整控制字等。 （2）因为单片机不能进行复杂的运算，这里采用 整系数 IIR滤波器，其传递函数为： = 1 8 2/ 1 1 2 输入输出关系为： = 2 8 + 16 +2 1 2 其中乘二运算可以由左移一位得。此滤波器低通 截至频率约为 10Hz，处在脉搏基频的 10倍频处。通 带较为陡峭，滤去了极大部分高频成分，但却使波形 变得更为平滑，而其相位特性呈线性，保持波形原来 形状，有利于检测出信号直流（I）和脉动成分（ I）。 同时，两路信号波形相近，同步滤波后脉动成分变化 一致，其比值保持不变，而对直流成分 I无影响。 （3）极大极小值（即搏动前后的光强 I和 I- I）的 判断用差分法 即对 7个滤波值取差分后检测连续 3次为正又连 续 3次为负的序列，中点的值作为极大值 MAX'，留 待稍后确认。而连续 3次为负又连续 3次为正的序列， 中点的值作为极小值 MIN'，若此值与极大值MAX'的 差值小于阈值，则此值非一个脉动成分的最小值，上 一个极大值 MAX'也不是最大值，继续往下检测。如 果大于阈值，则认为此值为最小值，而上一个待定的 MAX'就是最大值。而这两者的差值就是信号的脉动 成分。同理可以得到另一路数据的相应参数。 用此方法可以分辨脉动消退期间出现的回波，或 其他干扰，而在动脉血的充盈期，光强值下降迅速， 一般不会出现类似的回波和干扰。因而此法能较为 快速而准确地判断出两路信号的 I和 I，并计算出 P 值。 模块用 BIO-TECH血氧饱和度仿真仪定标，在饱 和度为 70~100%的范围内逐个输入仿真信号，用单片 机算出其 P值，用二次曲线来拟合。用最小二乘法计 算出 a、b、c 等参数，进而得到血氧饱和度。因为人 体的血氧饱和度在一定时间内变化不大，最后再对计 算出的血氧饱和度进行 6点移动平均滤波，用单片机 UART 口及 MAX3232串口芯片相继送往主控板进行 存储和波形显示。 参考文献 1邓渊, 李光宇, 董声焕. 无损伤脉搏血氧饱和度监测 技术电子技术应用, 1994,3. 2陈亚明, 谭小丹, 邓亲恺. 监护用脉搏式血氧饱和度 测试方法的研究. 中国医疗器械杂志, 1999,3. 3沈建华, 杨艳琴, 翟骁曙. MSP430系列 16位系列超 低功耗单片机原理与应用. 3软件设计 作者简介：冯奇，硕士研究生。研究方向为生 物医学信号处理和智能化医学仪器。 中国仪器仪表 应用研究