基于MSP43的无创脉搏血氧仪.docVIP

生物医学工程学院 课程设计报告 题 目： 基于MSP430的无创脉搏血氧仪 指导教师： 年 级： 2010 专 业： 生物医学工程 学生姓名： 2013 年 6 月 14 日 摘要：在分析血氧饱和度测量原理的基础上，设计并实现了基于微处理器MSP430的无创脉搏血氧饱和度检测系统。半导体光源交替发出的红光和近红外光发送到手指末端，与血液中的氧合血红蛋白和还原血红蛋白发生吸收作用，光电探测器接收含有被测信息的光并转换为电信号，经过放大、滤波等处理后由MSP430F169内部自带的12位ADC采样转换，最后在单片机中实现算法及显示结果。该系统具有精度高、体积小、工作稳定、硬件结构简单等特点。 关键词：探头驱动；前置放大；低通滤波；带通滤波 系统方案论证 透过手指的光经光电探测器转换为电信号，送到前置差分放大电路消除共模信号后进行信号放大。放大后的信号分别经低通滤波和带通滤波得到直流分量和交流分量。 探头驱动方案论证 本无创脉搏血氧饱和度测量仪采用两路发光管交替发光采集手指血氧信号，有效的控制两路发光管交替发光，可以提高脉搏波检测的准确度。为保证发光二极管发出的光亮度恒定，在光源驱动电路中采用了恒流源的设计方案 方案一：用集成运放（OP07、OP37）实现恒流驱动电路，能得到较稳定的驱动电流，但是不适用于实现驱动阴阳极连接的交替发光管发光的要求。 方案二：用NE5532和TIP122，通过运放和三极管两次放大，可以得到较稳定的驱动电流，但是对于轮流驱动阴阳极连接的发光管交替发光也不易实现。 　 方案三：用分立元件9012和9013构成H桥式电路，能实现输出驱动电流恒定且工作在放大区的三极管较集成运放稳定，能适用于本系统的轮流驱动发光管发光的要求。 综合考虑我们选用方案三实现。 前置放大电路方案论证 经血氧探头获得的电信号非常微弱且携带很多噪声，同时由于人体内阻比较大，需要一个具有高阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移特点的前置放大电路。 方案一：采用三运放构成差分放大电路实现。差分放大电路具有高阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移特点，符合我们前置放大电路的要求。 方案二：采用集成仪表放大器AD620实现。AD620是一款高精度，低噪声的仪表放大器，具有高输入电阻和高共模抑制比，其增益可以通过一个外设电阻进行控制。电路结构简单，易于控制。 综合以上方案以及实际测试情况，因为获得的电信号非常微弱且携带很多噪声，一级放大后的信号仍较小，我们采用两级放大，第一级为差分放大电路，第二级为仪表放大电路。 低通滤波方案论证 脉搏血氧测定法假设的组织模型由两部分组成：无血组织（皮肤、骨骼、静脉血等）表现为固定的光吸收，即直流成分。而动脉血管（由氧合血红蛋白和还原血红蛋白组成的动脉血液）则为动脉变化的光吸收，即交流变化的信号。为获得直流信号，需设计一个低通滤波器。 方案一：由电感L，电容C，电阻R组成的无源低通滤波，虽然LC无源滤波器的损耗小，噪声低等优点，但是电感元件体积大，特别是在低频及超低频频带范围内，电感元件的体积更加的庞大。不利于小型化和集成化。 方案二：巴特沃斯低通滤波。其特点是通频带内的频率响应曲线最大限度平坦，没有起伏，而在阻频带则逐渐下降为零。 综合以上两种方案，采用方案二构成二阶低通滤波电路。 二、各模块理论分析与计算 探头驱动理论分析 红光发光二极管驱动电路是由Q3、Q2、Q5、Q7以及它们所连接的器件构成。当控制红光发光管发光的电压端为高电平时，Q3、Q2导通，紧接着，Q5、Q7 导通，+5V通过 Q2 的集电极加到红光发光二极管的阳极，Q5 的集电极加到红光二级管的阴极，向红光二极管提供稳定的电流，使之发光。 同理，红外光发光二极管驱动电路是由Q4、Q1、Q6、Q8以及它们所连接的器件构成。当控制红外光发光管发光的电压端为高电平时，Q4、Q1导通，紧接着，Q6、Q8 导通，当Q1导通时，+5V通过 Q1 的集电极加到红外光发光二极管的阳极，Q6 的集电极加到红外管的阴极，向近红外二极管提供稳定的电流，使之发光。这样，控制红光和红外光发光管交替发光的控制端可用拨码开关控制，形成产生控制红光、红外光交替发光的信号。 探头驱动电路图如图2所示： 图2 探头驱动电路 模拟红光发光时的电流示数显示如图3，正好符合红光发光时的电流需求： 图3 红光发光电流 模拟红外光发光时测得的电流如图4所示，也符合红外光发光要求： 图4 红光发光电流 在实际测量中，测