1、 摘要 血氧飽和度的檢測手段分為有創方法、無創方法兩種。早期常用有創的方法，通過抽取動脈中的血液，利用血氣分析法或分光光度計測定光密度，在此基礎上計算出人體血氧飽和度。血氣分析法是指從人體動脈血管或靜脈血管中抽血，用生化方法得到血氧飽和度參量，主要應用于需要準確的血氧飽和度數據的場合，如產程中的胎兒監護等。血氣分析法是檢測血液的血氧飽和度唯一的“金標準”。利用分光光度計測出動脈血中抽取血樣的光密度可以計算出血氧飽和度。此方法是以雙波長的朗伯比爾定律為理論基礎，利用 Hb 和 HbO2的吸光系數隨著波長不同而改變的特性，計算出血氧飽和度值，這一基本原理已經發展成為現如今無創檢測的理論基礎。雖然血

2、氧飽和度的有創檢測方法測出的血氧飽和度較為準確，但費時且容易對患者造成痛苦甚至感染，并且不能連續測量，在病人處于危險狀況時不容易使病人得到及時有效的治療。因此采用無創的方法快速準確的獲得人體血氧飽和度值便具有廣泛而實際的意義。關鍵詞：血氧；測量；飽和度目錄摘要1一、系統硬件設計31.1 硬件系統簡介31.2 總體設計31.3 探頭驅動模塊41.4 模擬電路設計61.5 數字電路設計16二、系統軟件設計272.1 系統簡介及總體設計272.2 軟件開發平臺簡介282.3 LPC2131 的軟件設計302.4 數字信號處理342.5 參數的定標382.6 影響測量結果的因素分析及去干擾措施40參考

3、文獻42一、系統硬件設計1.1 硬件系統簡介藍牙血氧飽和度測量系統是把藍牙傳感器貼于人體體表，通過檢測穿過人體組織后的反射光，將其轉為電信號，經過差分放大、濾波、自動增益控制、去直流分量等信號調理過程后進入A/D采集模塊，轉換為數字信號在微處理器中處理計算，得到測量的血氧值存儲并顯示。本系統采用的微處理器是ARM7系列的LPC2131，具有高運算速度、低功耗、便攜等優點。任何的系統設計都主要包括硬件和軟件兩部分。硬件開發部分是底層的、基礎的開發，軟件部分是靈魂，控制整個系統的運行。因此本系統的設計也分成硬件平臺的設計和軟件平臺的設計兩大部分。1.2 總體設計本系統從微型化、便攜式和低功耗設計的

4、考慮出發，采用 LPC2131 微處理器作為硬件電路控制和數據處理與傳輸的核心。系統硬件框圖如圖1-1所示。圖 1-1 血氧測量系統的硬件框圖進行血氧飽和度檢測時，由LPC2131微控制器周期性的發送三路脈沖信號，通過驅動電路控制發光光源按時序發光熄滅，形成光調制用以消除背景光的干擾，提高血氧測量的準確性。恒流源電路用來控制光源的穩定供電，使測量過程中發射光源發出的光強是恒定不變的。采用光敏二極管接收光信號并轉化為電信號，儀用放大器AD620作為前置級差分放大。采用信號分離電路去除環境光得到有用光。四階低通濾波器濾除高頻干擾。由于不同人體存在著個體差異問題，穿過人體組織血液后反射光信號往往差異

5、很大，因而轉成的電信號也差別很大，為了能夠獲得基線平穩的光強信號，對三路信號進行自動增益控制調節。利用可調數字電位器MAX5407芯片作為放大電路的反饋電阻，通過微處理器LPC2131控制數字電位器的阻值，調節信號的放大倍數，從而使三路信號得到不同的放大倍數。由于組織對紅外光和紅光的吸光度不同，一般紅外光信號的變化幅度比紅光信號的變化幅度大很多。為了保證模數轉換的精度，需要對這三路信號進行均衡放大，因此電路中采用了可控積分放大電路模塊，由微處理器LPC2131控制積分時間。由于直流信號是交流信號的百倍，所以用高通濾波器濾除直流信號，然后把交流信號再放大，從而提高A/D轉換的精度。處理后的信號送

6、入微處理器LPC213的A/D轉換模塊，由LPC2131進行數據采集，采集得到的數據經過數字信號處理后提取特征點，根據推導的公式計算出血氧飽和度，用液晶顯示，也可通過串口通訊傳到PC機。1.3 探頭驅動模塊1.3.1 發光二極管的驅動電路光調制就是使光波的振幅、位相、頻率、偏振和波長等某一個參數按照一定的規律變化。血氧探頭中的光敏二極管能產生隨光強變化的電流，但是不能區分是哪種入射光。因此，我們用一個定時電路控制三個發光光源的發光次序，讓三個光源交替點亮，且有一個LED均熄滅的暗光期，此設計有效增強了對環境光的抑制。接通電源，血氧探頭中的LED閃爍，血氧模塊正常工作。LED均熄滅時，血氧模塊檢

7、測到的是環境光和干擾信號，從紅外光信號和紅光信號中減去它們即消除了環境光的干擾，從而提高了信噪比。圖1-2 三個波長發光光源的驅動電路圖圖1-2為三波長發光二極管的驅動電路，微處理器LPC2131的P0.8、P0.9和P0.10三個端口分別通過三極管驅動三種不同波長的發光二極管周期性點亮。使用三極管的作用是為發光光源提供合適的工作電流。為了使三個發光管的光強在同一能級，盡量選取參數較為接近的三極管。為避免發光光源截止時處于懸空狀態，在發光二極管兩端都并聯上電阻，并聯的電阻幾乎影響不到發光光源導通時通過的電流。選擇的限流電阻阻值過大，會導致發光光源發出的光強度不夠，穿過組織后的反射光強度太微弱，

8、不易檢測且容易受干擾影響；阻值過大會使反射光強太強，有可能發生灼傷皮膚，特別是嬰幼兒。而且發光總是伴隨著發熱，器件溫度上升會導致發光率下降，發光管壽命也會減少。本系統選用阻值是18 的限流電阻，測得限流電阻兩端的電壓為1.8 V，通過發光光源的電流約為1.8 V/ 18 =100 mA。由LPC2131的三個I/O口控制三路發光光源，使其產生頻率為100 Hz的脈沖信號，從而將脈搏波信號調制成為脈沖調幅波。脈沖信號的頻率選定為工頻50 Hz的整數倍時可以降低工頻干擾。1.3.2 恒流源電路在血氧信號測量中，光源供電的波動會影響血氧的測量結果，應用中為了減小這種干擾，采用了恒流源電路控制發光光源

9、的穩定供電，使在整個測量過程中發光光源發出的光是穩定不變的。圖 1-3 恒流源設計電路圖如圖 1-3 所示為恒流源設計電路，由于R1兩端的電壓值恒等于穩壓二極管D1的穩壓值，流經R1恒定的電流值，控制三極管Q1工作在放大狀態區，從而流過發光二極管D3的電流恒定，這時發光二極管D3能夠輸出穩定光強的光。通過人體組織的光強始終隨著人體組織內血管血流量的脈動變化而發生脈動變化。這種變化被三路光信號調制后由光電二極管轉化為電信號，送入后邊的信號調理模塊。1.4 模擬電路設計1.4.1 第一級差動放大電路由于脈搏血氧信號很微弱，一般為幾到十幾毫伏，且經常帶有共模干擾，因此設計時要求前置級放大器具有低漂移

10、、低功耗、低噪聲、高共模抑制比等特性。前置放大電路的設計是整個系統設計的重點，直接影響著信號預處理電路整體性能的好壞。由于本系統是級聯系統，因此系統的噪聲系數主要取決于第一級。所以，本系統在設計前置級放大電路時主要考慮了電路的低噪聲，并提供了盡可能大的增益。差分放大電路可以抑制溫漂的影響同時還能有效的抑制共模干擾。由于噪聲和工頻干擾信號一般都表現為強共模信號，因此本系統采用了儀用放大器具有差分功能，可以有效的抑制共模信號干擾，更好的保留了有用的差模信號。本系統選用ANALOG DEVICES公司生產的低功耗、低價格、高精度儀表放大器AD620作為前置級放大的核心器件。該芯片優點是能夠抑制溫漂并

11、能夠有效抵消隨機噪聲干擾，提高信噪比。其主要特點是：AD620的增益范圍是11000可調；共模抑制比強，大于90 dB；噪聲低，帶寬120 KHz；電源電壓范圍寬，為±2.3 V±18 V；最大耗電流為1.3 mA，精度高，適用范圍廣等。AD620由于外圍元件極少，廣泛應用于醫療儀器、數據采集系統、工業過程控制、傳感器接口等領域及差動放大器。AD620由三個放大器共同組成，其中電阻適用范圍在1K 10 K 之間。我們只需通過外部引腳1腳和8腳接入一個可調電阻，調整該電阻的阻值就可以改變電路的增益，方便簡單。儀用放大器AD620的增益計算公式如1-1所示。根據此公式通過調節R

12、G的值就可以求得放大器的增益。在本系統中 AD620 的外圍電路如圖 1-4 所示，圖中可變電阻RG 用于調整電路的增益。AD620 的第 5 引腳不在內部接地，而引至外部通過接入一個參考電壓來實現電平偏移。當第 5 引腳直接接地時，AD620 的第 6 腳輸出電壓的零位為 V 0；當第 5 引腳接參考電壓UREF時，輸出電壓的零位為UREF。為了減小干擾在芯片 AD620 的兩個電源端各布置一個 0.1 F的瓷片電容。由光敏二極管轉換成的電信號經過前置電路初步放大后，噪聲和溫漂都能夠得到一定的抑制。為了增強系統電路的耐直流極化能力，避免使其進入飽和和截止狀態，前置放大部分的增益選取不宜過大，

13、本系統設計AD620 的增益為 8。圖1-4 前置級放大電路圖1.4.2 信號分離電路由于采集到的紅光信號和紅外光信號都有環境光的干擾，因此系統采用了信號分離電路將環境光從有用信號中分離出去。信號分離電路由一個運放和一個電子開關 CD4016BC 構成，如圖 1-5 所示。其原理是：電子開關受時序脈沖的高低電平控制實現接通和斷開。當時序脈沖控制為高電平時，電子開關兩個引腳接通，運放的同相端接地，根據放大器虛短的概念，反相端電位是零，此時運放即為反相放大器，增益為-1，輸入信號和輸出信號反相。反之，電子開關斷開的時侯，運放的同相端輸入無窮大的電阻，這時流過電阻 R 的電流為零，輸入信號沒有衰減，

14、反相輸入端的電位是正電位，輸入輸出信號的電位相同，R 上沒有電流流過，運放相當于一個同相緩沖器，實現了輸入信號的同相輸出。圖 1-5 信號分離電路圖假設有用光信號表示s (t)，環境光干擾信號m (t)，則在發光光源發光時采集到的信號是f (t) = s (t) + m (t)，不發光時采集到的信號是m (t)。經過信號分離電路處理后，光脈沖信號同相輸出，環境光信號反相輸出。當同反相脈沖的時間間隔很短時，輸入到低通濾波器的信號可看做是兩個信號的疊加，如式 1-2，從而從有用信號中消除了環境背景光的干擾。1.4.3 低通濾波電路由于脈搏波頻率很低，周圍環境的背景光和暗電流對信號干擾影響很大，所以

15、設計了低通濾波電路。低通濾波器設計時應使滾降速率越快越好，通帶盡可能平坦，阻帶衰減小于 A/D 轉換的 LSB/2。由于低階濾波器衰減特性較差，因此常選用高階濾波器。隨著階數增加陡峭度增加，增加一階轉折區的下降速度一般增加-20 dB/Dec(即-20 dB 每十倍頻)。常用的高階濾波器有切比雪夫濾波器(Chebyshev) 、巴特沃斯濾波器(Butterworth)和貝塞爾濾波器(Bessel)。切比雪夫濾波器從通帶到阻帶的過渡很陡但帶內有紋波；貝塞爾濾波器過渡區大，過渡區下降速度不陡；巴特沃斯濾波器的轉折區斜率在貝塞爾濾波器和切比雪夫濾波器之間，頻率相應平坦。血氧信號在 15 Hz 以下的

16、脈搏波能量衰減達到-40 dB，在 8 Hz 以下時能量衰減可以達到-35 dB，并且其 95%的能量都集中在 0 Hz6 Hz 之間，因此對脈搏波信號進行低通濾波的處理時，濾波器的截止頻率選擇在 20 Hz 左右，保證了脈搏波信號的主要成分不被改變，濾掉高頻信號，并且能濾除 50 Hz的工頻干擾，有效提高信號的信噪比，抑制噪聲。綜上，本課題最終選擇了截止頻率為 20 Hz 的四階巴特沃斯低通濾波器。1.4.4 自動增益控制電路根據血氧飽和度的測量原理，光電傳感器檢測光強信號并轉變為電信號，然后經過濾波電路、放大電路最終通過 A/D 采樣模塊后進入處理器，最終得到血氧飽和度的結果值，但是實際應

17、用中是不可行的。因為紅光、紅外光通過人體組織后的脈搏波信號有以下兩個特點：(1)紅光和紅外光光強信號分別由直流分量和交流分量兩部分組成。其中直流分量部分較強，交流分量部分較弱。當流過組織的血液流量發生變化時，光強信號也會隨之發生變化，轉化為電信號即交流分量的部分，所以交流信號在測量人體血氧飽和度時起著關鍵的作用，反應了人體血液脈動變化的情況。而且交流分量大的直流分量稍小，交流分量小的直流分量稍大。(2)人體組織對紅外光和紅光有不同的吸光度，紅光的脈動起伏比紅外光小，即紅光的光強信號的交流分量要小于紅外光的光強信號的交流分量。如果簡單地對信號進行放大，很會出現整個信號己經達到飽和，而交流分量仍不

18、能充分的放大。因此系統采用了自動增益電路動態地調整紅外光和紅光的放大倍數，以適應紅外光和紅光兩種光不同的交流分量。本文所用的自動增益調節電路是利用可調數字電位器 MAX5407 作為放大器的反饋電阻，通過 LPC2131 的 I/O 口來控制電位器的阻值，從而使不同的信號得到合適的放大倍數。具體的電路圖如下圖 1-7 所示。電路中選用的數字電位器是美信公司生產的 MAX5407 芯片。MAX5407 是 32 級對數變化的數字電位器，每級間隔 1 dB。它是由電阻串和 COMS 開關組成，通過 2總線串行接口進行數字控制。該器件具有機械電位器相同的功能，其端到端阻抗為固定的 20 K，特有的過

19、零檢測功能，盡量減小了級間轉換中引起的音頻噪聲。MAX5407 有節省空間的 8 引腳 SOT23 封裝，保證-40 至+85 的工作溫度范圍。圖1-7 自動增益控制電路圖MAX5407包括有兩種工作模式：一種是增加阻值的模式，另一種為減少阻值的模式。兩種模式的應用時序圖如圖1-8和圖1-9。經過濾波后的脈搏波信號的幅值較低，經過兩級放大然后送入LPC2131的A/D模塊進行采樣，通過與采樣得到的數據比較，利用LPC2131的兩個I/O口控制數字電位器MAX5407的阻值，分別對三路脈搏波信號的幅度進行不同程度的放大，實現了對幾路脈搏波信號增益的自動控制。圖1-8 阻值增大模式時序圖圖1-9

20、阻值減小模式時序圖1.4.5 可控積分放大電路脈搏血氧信號經過自動增益控制電路后，抑制了基線漂移，能夠得到較為平穩的信號。但由于組織對紅外光和紅光的吸收量相差很大，三路信號變化幅度還是相差較大，紅外光脈沖信號的變化幅度比紅光信號大得多。為了保證 A/D 的采樣精度，需要對三路信號進行均衡放大，因此采用可控積分放大電路，電路圖如圖 1-10 所示。圖 1-10 可控積分放大電路圖電路輸入輸出關系可用積分公式表示：:其中ui表示輸入電壓，u0表示輸出電壓， 為積分時間，遠遠小于脈搏的周期，RC 為時間常數。積分放大電路的原理是，由 LPC2131 控制模擬開關 U2B 和 U2C 的導通和關斷。當

21、 LPC2131 的 P1.1 端置高，P1.2 端置低，開關 U2B 導通，U2C斷開，積分電容處于積分狀態，光電容積脈搏波信號進行積分放大；當到達積分時間時，LPC2131 的 P1.1 端置低，P1.2 置高，開關 U2B 斷開，開關 U2C 導通，積分電容 C10 放電。由于紅光信號和紅外光信號強度有差別，紅光信號和紅外光信號要采用不同的積分時間，紅光信號的積分時間應當大于紅外光信號的積分時間。LPC2131 在控制 P1.1 和 P1.2 端口時要保證兩端口電平保持完全反向。1.4.6 隔直電路經過積分放大電路后的三路脈搏波信號得到了均衡放大。但是這時的脈搏波信號含有伏特級的直流分量

22、信號和毫伏級的交流分量信號，如果直接送入 A/D 采集模塊進行采樣，采樣精度不高。因此還需要將脈搏波信號的直流分量成分濾去，為此采用截止頻率是 0.1 Hz 的二階巴特沃斯高通濾波器進行處理。二階阻帶衰減特性的斜率為40 dB/Dec，克服了一階濾波器的阻帶衰減過慢的缺點。其對應的電路圖如 1-11 所示。經過高通濾波隔直電路后的信號再進行交流放大就可以作為計算血氧飽和度時所需的交流成分。圖 1-11 隔直電路圖1.4.7 電平抬升電路因為本系統的前置級電路是雙電源供電，所以輸出的脈搏血氧信號中含有負電壓值，而 A/D 的輸入量程是 0 V3.3 V，要求通道的輸入必須是正值，因此用電平抬升電

23、路使采集到的脈搏血氧信號的基線電平整體抬高，使輸出信號恒為正值。這樣處理器在處理脈搏信號的時侯，就不至于丟失波形，能夠做到完整的處理血氧信號。圖 1-12 電平抬升電路圖圖 1-12 所示為本系統的電平抬升電路，用于抬升基線信號的電平。LPC2131 有一穩定的參考電壓輸出端V ref=2.5 V，電平抬升電路的參考電壓選用該電壓準確又方便。脈搏血氧信號經過兩個 1:1 的分壓電阻 R3、R4輸入到運放負輸入端中，通過調節滑動電阻器 R2 將基線電平抬升后輸入到運放的正輸入端，血氧信號的電平也隨著基線信號電平的抬升而抬升。根據公式(1-10)(1-12)可知，被測信號平移 1 V。1.4.8

24、電源管理模塊由于 50 Hz 的工頻干擾信號對微弱信號的干擾影響非常大，如何減小信號噪聲提高信噪比是整個系統設計的基礎和關鍵，電源管理模塊是系統設計的關鍵模塊之一。本系統電源模塊的設計原理圖如圖 1-13 所示。圖1-13 電源模塊原理圖本系統采用+12 V 的蓄電池供電。采用電源轉換芯片 LM7805 將+12 V電壓轉換為+5 V，為模擬電路提供正電源。為了給模擬電路提供負的電源，需要將+5 V 電壓送入 DC-DC 轉換器 MAX735，將+5 V 電壓轉為-5 V 電壓。本系統處理器采用微處理器 LPC2131，能夠滿足系統的低功耗、低成本以及微型化的要求。微處理器 LPC2131 的

25、供電電壓是 3.3 V，所以還需要將+5 V 電壓轉換成+3.3 V 電壓。本系統采用的是 MIC5207-3.3BM5 電壓轉換芯片。電容 C5、C6、C8、C9 是用來改善芯片的瞬態響應及穩定性，起到濾波的作用。本系統用一個電容量較大電解電容并聯了一個電容量較小的陶瓷電容，這時候大電容通低頻，小電容通高頻，起到了良好的濾波效果。如圖 1-14 所示為系統采用的電壓轉換電路圖。圖 1-14 電壓轉換電路圖1.5 數字電路設計1.5.1 ARM 處理器ARM(Advanced RISC Machines)公司是微處理器行業的一家知名的企業。1991 年 ARM 公司成立在英國劍橋，該公司設計了

26、大量高性能、低功耗且價格廉價的 RISC 處理器相關技術及軟件，主要出售各種芯片設計技術的授權。采用 ARM 技術的知識產權(IP)核的微處理器，即 ARM 微處理器由于具有優異的體系結構及開放的平臺，應用領域十分廣泛，已遍及工業控制、消費電子產品、醫療設備、網絡系數、藍牙系統和通信系統等各類產品市場，ARM 微處理器的應用大約占據了所有 32 位 RISC 微處理器應用中 75以上的市場份額。ARM 系列的微處理器主要包括 ARM7 系列、ARM9 系列、ARM10 系列、StrongARM 系列、Inter 的 Xscale 系列和 SecurCore 系列。其中 ARM7 系列、ARM9

27、 系列、ARM10 系列都是通用的處理器系列，其余的系列由于具有獨特的性能應用在相應的領域內。ARM7 系列的微處理器是 32 位 RISC處理器，由于其低功耗、價格低廉等優點，是 ARM 系列中最早得到廣泛應用的處理器核。本系統選用基于 ARM7TDMI-S 內核的 LPC2131 芯片。LPC2131 微處理器具有以下特性：(1)小型LQP64封裝；8 KB片內SRAM，32 KB片內Flash程序存儲器，128位寬度接口/加速器能夠實現高達60 MHz的操作頻率；(2)通過片內boot裝載程序可實現在系統編程/在應用編程(ISP/IAP)。單個的Flash扇區或者整片擦除時間為400 m

28、s，256字節編程時間僅為1 ms；(3)包含2個32位的定時器(帶4路捕獲通道和4路比較通道)，6路輸出的PWM單元和看門狗；1個10位A/D轉換器，提供總共6/14路模擬輸入，每個通道轉換時間低至2.44 s；(4)含多個串行接口，包括2個UART、SPI、2個高速I2C總線(400 Kb/s)和具有數據長度可變及緩沖作用功能的SSP；向量中斷控制器(VIC)，可配置向量地址和優先級；包含9個邊沿或者電平觸發的外部中斷引腳；(5) 空閑和掉電兩種低功耗模式；可通過個別的使能/禁止外圍功能和外圍時鐘分頻達到優化功耗；單個電源供電，含有上電復位(POR)電路和掉電檢測(BOD)電路，CPU的操

29、作電壓是3.0 V3.6 V。(6)片內集成振蕩器支持頻率1 MHz30 MHz的外部晶體或者頻率高達50MHz的外部時鐘；通過一個可編程的片內PLL(設置時間100 s)可實現最大CPU操作頻率60 MHz；(7)通過外部中斷和掉電檢測(BOD)電路,可從掉電模式中喚醒處理器；LPC2131內部功能結構圖如圖1-15所示：圖1-15 LPC2131功能結構圖1.5.2 LPC2131 最小系統設計LPC2131最小系統作為數據采集、處理、存儲和通訊等的主控部分，由以下幾部分組成：CPU、電源電路、時鐘電路、系統復位電路以及方便調試的JATG接口。LPC2131最小系統框圖如圖1-16所示。L

30、PC2131需要3.3 V電壓的電源供電，前面電源電路模塊的設計中已對其做了基本介紹。圖1-16 LPC2131最小系統框圖1.5.2.1 系統復位電路 任何處理器都必須有復位電路，主要用來完成系統的上電復位功能。為了調試程序，用戶調試時系統應具有按鍵復位功能。由于 ARM 高運算速度、低功耗和低工作電壓，使得 ARM 對電源的紋波干擾、時鐘源的穩定性、瞬態響應以及電源監控的可靠性要求很高。圖 1-17 復位電路本系統采用了電源監測芯片 CAT1025JI-30 可以提高系統的可靠性。電路原理圖如 1-17 所示。CAT1025JI-30 帶有 I2C 存儲器，能夠保證復位信號的穩定，從而提高

31、系統可靠性。LPC2131 的復位引腳與 CAT1025JI-30 的復位信號的輸出端相連。特別注意在電路中上拉電阻和下拉電阻都是不能省去的。當按下復位鍵時，CAT1025JI-30 就會輸出一個復位信號，使微處理器 LPC2131 復位。1.5.2.2 系統時鐘電路 所有的微控制器都必須包含時鐘信號才能夠工作。主時鐘用來提供芯片內部的晶振工作電路的工作脈沖。微控制器LPC2131自身帶有內部晶體振蕩器，也可使用外部的晶振，通過內部鎖相環 (PLL)電路可倍頻系統的時鐘，不過由于CPU受最高頻率的限制，倍頻值一般都不高于6。PLL接收范圍是10 MHz25 MHz的時鐘頻率，輸入頻率通過電流控

32、制振蕩器(CCO)可以倍增到10 MHz60 MHz。本系統選用11.0592 MHz頻率的有源晶振做為時鐘源，系統工作時通過內部鎖相環PLL設置系統時鐘為44.2368 MHz。實時時鐘DS1302芯片的工作時鐘是頻率32.768 KHz，可以提供年、月、日、時、分和秒等時間信息。應當注意保證正確的時鐘信號且時鐘信號無毛刺，還需盡量減小高次諧波的干擾，對系統穩定性特別重要。1.5.2.3 JTAG接口電路 為了方便程序的仿真和調試，控制處理器芯片的運行，本設計中預留了一個JTAG調試接口。JTAG是國際標準的測試協議，通過JTAG接口可以實現訪問芯片內部的所有部件。本系統中采用ARM公司提出

33、的標準20腳JTAG仿真器，與LPC2131內置的JTAG調試接口相連接。電路如圖1-18所示。RTCK引腳處接一個阻值是4.7 k的下拉電阻，使系統復位后LPC2131內部的JTAG接口立刻使能，可以直接進行JTAG的仿真調試。圖 1-18 JTAG 接口電路1.5.2.4鍵盤模塊電路 鍵盤模塊可以實現人機對話，設置系統參數，控制系統運行。本系統中設計了三個按鍵，按鍵KEY1KEY3分別與LPC2131的P0.5P0.7管腳相連。其中KEY1鍵按下時，開始通過模數轉換器進行脈搏血氧信號的采集，并在液晶上顯示出波形。KEY2鍵按下，開始與上位機進行通信，通過串口把數據傳到上位機上，進行更準確、

34、詳細的分析研究。KEY3鍵用來清空NAND FLASH存儲器存儲的數據，以便于存放新的數據信息。因為目前系統所用的鍵盤數目很少，所以本系統采用了獨立按鍵。1.5.3 信號采樣模塊信號采樣模塊的主要作用是將經過放大、濾波處理后的脈搏血氧模擬信號轉換為數字信號，然后在處理器 LPC2131 中處理計算。本系統的信號采樣模塊核心是 LPC2131 內部集成的 A/D 轉換器。LPC2131 內部具有一個逐次逼近式的 10 位模數轉換器，內部結構如圖 1-19 所示。10 位模數轉換需要大于 2.44 s 的轉換時間，具有一個或多個輸入的突發轉換模式。支持掉電模式，以節省功耗。由 VPB 時鐘提供A/

35、D 轉換器的基本時鐘，逐步逼近轉換所需的最大頻率為 4.5 MHz，精度要求的轉換需要 11 個時鐘周期，通過軟件設置轉換器本身包含的可編程分頻器，完全滿足所需的時鐘。觸發轉換有兩種方式，定時器匹配信號和輸入跳變兩種。LPC2131 的輸出是 10 位數字量，電壓采樣范圍是 0VREF(通常為 3 V)。根據奈奎斯特采樣定理，在模/數轉換過程中，當采樣頻率 fs.max大于信號最高頻率 fmax 的 2 倍時，即：fs.max>=2fmax，則采樣后的數字信號能夠保留原始信號中信息完整性。脈搏血氧信號頻率在 0.1 Hz40 Hz之間，本系統采樣頻率設置為 200，滿足了采樣要求。本系統

36、用到了其中六路 AIN0AIN5。圖1-19 A/D電路通過設置寄存器 ADCR 可以確定 A/D 的工作模式。轉換時鐘來源于系統時鐘 Fpclk，再設置預分頻計數器確定 A/D 轉換時鐘。由 BURST 位確定A/D 的轉換方式，當該位為 1 時，轉換時鐘以分頻后的速率重復執行；當該位為 0 時，轉換由軟件控制，需要 11 個時鐘才能完成。本系統選擇了前者。采樣結果存儲在數據寄存器 ADDR 中，對信號進行處理計算顯示出波形，當需要存儲時可以放到 NAND FLASH 中永久存放，還可以根據需要通過串口傳到 PC 機進行進一步處理。1.5.4 液晶顯示電路液晶顯示是人機交互的重要部分。本系統

37、設計了液晶顯示電路，用來實時的顯示測量結果和血氧容積波的波形。液晶顯示器具有體積小、功耗低以及重量輕等優點，受到人們的普遍使用。液晶分為字符液晶、段式液晶和點陣式液晶三種。其中字符型液晶和段式液晶主要用來顯示簡單的字符或數字，點陣式液晶則可以顯示出復雜甚至真彩色的圖像。圖1-20 液晶電路系統采用的液晶是圖形點陣液晶RT240128A。該液晶由240×128點陣組成，可以顯示圖形、數字和漢字。該液晶供電電壓為+5 V，內部集成T6963C的液晶控制器，與微處理器接口簡單，只需要普通的I/O口驅動即可，因此使用起來較為方便。在電路中使用LPC2131的I/O端口作為液晶的控制線和數據線

38、。CE端口是液晶的選擇信號；RD和WR分別是液晶的讀寫控制信號；LED+和LED-為液晶背光電源。液晶V0端通過可變電阻來調節液晶顯示的亮度。硬件連接采用I/O方式的8位并行數據通信，電路圖如圖1-20所示。1.5.5 FLASH 存儲電路本系統設置的 A/D 轉換器以 200 Hz 的采樣率采集血氧數據，A/D 轉換器是 10 位精度，轉換一次的數據需要占用兩個字節的存儲空間。這樣要連續記錄幾個小時的數據用 LPC2131 內部的存儲器肯定不夠，因此需要外擴存儲器來保證大量信息的存儲，且要求存儲器掉電后不丟失數據。因此系統增加了 flash 存儲器 AT45DB041 作為存儲芯片存放采集的

39、數據。AT45DB041 是 ATMEL 公司生產的一種 SPI 串行 flash 存儲器，該芯片具有讀寫速度快、容量大、外圍電路少等優點，而且該芯片最低工作電壓是 2.5 V，工作電流只有 4 mA，廣泛應用在便攜式等場合。AT45DB041 中按頁存放數據，每頁 264 字節，主存 2048 頁，總容量為 4M 比特。存儲在主存中的數據可以做到掉電不丟失數據。AT45DB041還有兩個 264 字節容量的數據緩存，緩存可以暫存一些臨時數據，也用作主存與外部數據交換時的緩沖區域。緩存讀數據和寫數據方便、迅速，但掉電數據會丟失。AT45DB041 兼容 TTL 和 CMOS 輸入和輸出，采用串

40、行方式，讀寫迅速，從頁到緩存的傳輸時間大約 80 s。AT45DBO41 通過片選管腳CS 使能，串行時鐘 SCK 對讀寫進行控制，通過串行輸入 SI 和串行輸出 SO 進行數據寫和讀。微處理器的有效的指令起始于管腳CS 的下降沿，跟隨相應 8 位的操作碼和主存地址碼或指定的緩存區地址。當管腳CS為低時，時鐘管腳 SCK 控制操作碼和主存地址碼或指定的緩存地址通過SI 口的載入。所有的指令、數據和地址都是從高位開始傳送。讀緩存：通過不同的操作碼可讀取不同的緩存區，操作碼 54 H 讀緩存1，操作碼 56 H 讀緩存 2。讀緩存時，8 位操作碼后必須跟隨 15 位任意碼、9 位地址碼和 8 位任

41、意碼。9 位地址碼 BFA8-BFA0 為指定要讀取的首字節。在時鐘 SCK 控制下，從 SI 口載入操作碼、地址碼和任意碼。載入結束后，在時鐘 SCK 控制下，就可以從 SO 讀出緩存中的數據。讀到緩存的末尾時設備將繼續從緩存的開端重讀。整個過程中CS 必須保持低電平，讀緩存結束后，CS 管腳處從低到高的電平跳變使讀操作終止。主存頁向緩存的傳送：數據可以從主存傳到緩存 1 和緩存 2 中。格式為：8 位操作碼+4 位保留位+11 位指定目的頁的地址位+9 位任意碼，在時鐘 SCK 控制下從 SI 口載入。整個過程中CS 必須保持低電平，載入結束后，CS 管腳處檢測到從低到高的電平跳變，數據即

42、開始從主存頁向緩存傳送，數據傳送過程狀態寄存器指示忙狀態。寫緩存：在時鐘 SCK 控制下，8 位的操作碼后跟隨 15 位任意碼和 9位指定了緩存中被寫的首字節的地址碼由 SI 載入，地址碼輸入完畢輸入數據。CS 管腳處由低到高的電平跳變將結束寫緩存操作。狀態寄存器值讀取：讀狀態寄存器的值用來確定設備的忙閑狀態。寄存器的第 7 位指示忙閑狀態，為 1 時設備處于空閑狀態，可接收下一條指令；如果為 0 則表示設備忙。載入 8 位操作碼 57 H 后，從 SO 上便可以讀出狀態寄存器的值。寫保護：AT45DB041 芯片對主存的前 256 頁具有寫保護功能。當WP管腳低電平時，FLASH 禁上對主存

43、的前 256 頁寫操作，但主存的其它頁仍然可以進行讀寫，并不會受影響。AT45DB041 的選擇性寫保護功能非常方便，用戶可以將系統參數、身份信息和密碼等重要數據存入主存的前 256頁，并將WP置低，使處于寫保護狀態以保證不會被誤擦除。同時，用戶仍能對其它地址進行讀寫操作。如果將WP管腳懸空或接地，這時所有的主存頁都可進行讀寫，FLASH 將不具備寫保護的功能。復位：AT45DB041 采用低電平復位，當RESET 管腳出現低電平時芯片停止工作，當管腳電平被拉高后恢復正常工作。當接通電源時由于電壓不穩定可能影響芯片的正常工作，所以應在系統開機后延時 10 ms 再對FLASH 進行操作。AT4

44、5DB041 外圍電路非常簡單，支持 SPI 通信協議，所以本系統直接使用了微處理器內部的 SPI 模塊與其進行直接通信，與微處理器的具體連接方法如圖 1-21 所示。圖1-21 FLASH電路1.5.6 串口通訊模塊為了將微處理器采集到的血氧信號的數據發送到上位機上進行分析處理，采用了串行通信模塊。串口通信是上位機常用的通信方式，使用非常方便。本系統使用的是RS232串口通訊，適用于帶調制解調器或短距離時的通信場合。完成串行通信的功能只需要TXD，RXD和GND引腳即可，但是RS232標準定義的高、低電平信號和單片機所定義的高、低電平信號不一致，因此必須要進行電平轉換。RS232標準采用的是

45、負邏輯方式，標準邏輯0對應是+5 V+l5 V電平，標準邏輯1對應是-5 V-15 V電平，顯然RS232驅動器和TTL電平連接時必須經過信號電平的轉換兩者才能進行通信。本系統采用美信公司的MAX3232芯片進行RS232的電平轉換。MAX3232是3.3V電壓供電，具有低功耗和高性能的優點。MAX3232收發器由于具有專有的低壓差發送器輸出級，可實現真正意義的RS-232性能。MAX3232僅需4個0.1 F外部小電荷泵電容。MAX3232能夠確保在120 kbps數據速率下維持RS-232的輸出電平。系統使用的是LPC2131的串口模塊0，串口通信連接電路如圖1-22所示。圖1-22 串口

46、通信電路1.5.7 實時時鐘電路由于人體的生理參數每時每刻都發生著變化，為了采集到帶時標的數據信息，同時也可以保存一些認為重要的數據，方便醫生和用戶日后查看分析，本系統設計了實時時鐘電路。實時時鐘芯片主要是完成秒、分、時、日、周、月和年的計時，通過外部接口為 LPC2131 處理器提供日歷和時鐘。本系統采用了日常最常見的實時時鐘芯片 DS1302。DS1302 是美國DALLAS 公司生產的一款高性能和低功耗實時時鐘芯片，內含有一個實時時鐘/日歷和 31 字節的靜態 RAM，可以通過串口與 ARM 等處理器通信，可為掉電保護電源提供充電的功能，不需要時也可以關閉充電功能。實時時鐘/日歷電路用來

47、提供年、月、日、周、時、分和秒的信息，每個月的天數和閏年的天數都可以自動調整， AM PM標志位可以選擇采用 12 或 24小時時鐘格式。采用普通的頻率 32.768 KHz 的晶振。DS1302 與 LPC2131處理器之間采用同步的串行方式通信，僅需復位 RST、I/O 數據線、SCLK時鐘線 3 根 I/O 線。每次可以讀寫 1 字節的數據或 31 字節的字符串，包含年、月、周、日、時、分和秒七個數據寄存器。DS1302 芯片工作時功耗很低，在保持數據和時鐘信息時功耗小于 1 mW，但經常選用 0.1 F 以上的電容或小型的充電電池作為備用電源，以保證長時間的正常時鐘。在輸入8 位的控制

48、指令字后，在下一個 SCLK 時鐘的上升沿時寫入數據，數據的輸入從低位開始。同樣在控制指令字后，在下一個 SCLK 脈沖的下降沿時讀出 DS1302 的數據，讀出數據從低位 0 位到高位 7。DS1302 與微處理器的具體連接如圖 1-23 所示。圖1-23 DS1302電路二、系統軟件設計2.1 系統簡介及總體設計任何儀器在硬件設計完后，其功能的實現都是依靠軟件部分來完成的。本章主要分成兩個部分，第一部分是系統硬件部分的軟件設計，第二部分是脈搏血氧信號數字去噪處理部分的軟件設計。硬件部分的軟件設計主要是基于 LPC2131 微處理器，對采集到的血氧信號進行自動增益控制，光源驅動時序設計，液晶

49、顯示，數據存儲和與 PC 機通信等。在信號去噪處理時，首先用移動平均算法對信號進行預處理，然后系統的介紹了 LMS 自適應濾波和小波變換的濾波原理和方法，并采用了基于小波變換的自適應濾波方法，實驗表明此方法效果優于小波閾值濾波法。處理器部分的軟件系統結構主要用來介紹用戶程序的整體框架，其系統結構圖如圖 2-1 所示。圖2-1 軟件系統結構首先初始化 ARM 目標板，再進行軟件運行環境初始化，這包括從 FLASH中將運行代碼拷貝到 SDRAM 中運行，還包括建立中斷向量表等，ARM 啟動后運行鍵盤掃描模塊，確定哪個模塊需要運行，最后運行按鍵所對應的模塊，各個模塊的詳細設計在后邊介紹。2.2 軟件

50、開發平臺簡介本系統的軟件設計平臺是ADS(ARM Developer Suite)開發環境，ADS集成開發環境軟件是ARM公司的，它的成熟版本為ADS1.2。ADS包括了實時調試器；SIMULATOR； 應用函數庫；C編譯器四個模塊。ADSl.2可以支持ARM10之前的ARM系列的微控制器，支持JTAG硬件仿真和軟件模擬仿真調試。它的C編譯器效率極高，支持匯編、C以及C+，因此可以使用C語言很方便的進行開發。ADS1.2提供了完整的WINDOWS界面開發環境，可以在Windows98、Windows200O、WindowsXP和RedHat Linux上運行。ADS1.2由6個部分組成，如表4

51、.1所列。表2-1 開發環境ADS1.2的組成部分使用ADS1.2開發環境開發應用程序時，需要根據硬件環境進行必要的配置，具體應完成如下的配置工作：(1)缺省的工程項目的設置：嵌入式應用軟件開發初期，ADS1.2用戶對目標硬件的一些參數指標，如有關外設、存儲器地址分布等可能并不完全清楚。ADS1.2工具有自己的一套程序構建及調試的缺省設置，使用戶可以做到在上述細節全部就緒前就可以進行軟件開發。(2)根據目標環境進行C庫函數裁減：嵌入式系統要使用具體的外設或硬件獨立于主機環境的運行，包括C語言的重新定向，還包括在C語言庫函數中是否禁用Semihotsting。(3)根據目標硬件來定制存儲器的映射

52、：ADS提供的缺省存儲器映射一般不能滿足實際的嵌入式系統的要求。用戶的目標硬件一般有多個存儲器設備且位于不同的位置中，而且在程序裝載和運行時可能還有著不同的配置。最典型的方法是可以采用文件的方式進行分散加載。用戶一般直接操作的是CodeWarrior IDE集成開發環境和AXD調試器。AXD調試器為ARM擴展調試器，支持硬件仿真和軟件仿真。AXD能夠裝載映像文件到目標內存，具有單步、斷點、全速等功能。ADS1.2開發環境如圖2-2。圖2-2ADS1.2 開發環境2.3 LPC2131 的軟件設計2.3.1 系統時序控制時序控制主要是通過微處理器LPC2131的定時器0來實現的，具有4路捕獲、4

53、路比較匹配與輸出電路。由LPC2131的三個I/O口控制三路發光二極管，使其產生100 Hz的脈沖信號，從而將脈搏血氧信號調制成為脈沖調幅波。脈沖信號的頻率選定為工頻50 Hz的整數倍可以降低工頻干擾影響。當接通電源后LED閃爍時，模塊正常工作；在LED均熄滅即暗光期，系統檢測的是環境光和干擾信號，從紅光和紅外光中去除它們，便可以得到有用信號，提高了信噪比。圖2-3為通過proteus軟件仿真模擬的系統部分時序圖。圖2-3 仿真時序圖2.3.2 液晶顯示界面控制界面控制是整個軟件的主程序。首先，主程序進入死循環中，在死循環中完成主界面的顯示，然后CPU便進入休眠狀態，進入低功耗模式，等待定時器

54、的中斷處理。定時器中斷處理中掃描到有鍵按下時，對按鍵進行相應的處理，退出低功耗模式，返回主程序并且顯示相應的內容。圖2-4為其軟件流程圖。圖2-4 界面控制軟件流程圖編寫液晶顯示器的程序由兩部分組成，第1部分是液晶的驅動子程序，如讀數據、讀狀態、寫指令和寫數據子程序等。第2部分是應用子程序，如初始化程序、畫點、畫線、圖形顯示子程序、漢字顯示子程序和清屏子程序等。本文采用以下的方法將測量得到的數據以曲線方式顯示在LCD上：(1)將待顯示的結果數據變換計算出其在LCD上橫坐標X和縱坐標Y值。(2)將待顯示點A和點B依次連成線。首先顯示點A，再判斷點A和點B的橫坐標是否相鄰。若兩點橫坐標相鄰，再判斷

55、它們的縱坐標是否相鄰。若點A和點B縱坐標相鄰，則顯示點B。若點A和點B縱坐標不相鄰，則根據點A的數據遞增一列或遞減一列顯示，依次循環直到行數等于點B的行數；若點A和點B橫坐標不相鄰，在判斷兩點的縱坐標是否相鄰。若兩點縱坐標相鄰，則根據點A數據遞增一列或遞減一列顯示，依次循環直到列數等于點B的列數；若點A和點B縱坐標也不相同，需要在點A和點B兩點間線性插入XB XA 1個點，這些點經過換算成坐標點后，按同樣的方法依次進行顯示，直到點B為止。圖2-5為proteus仿真的液晶顯示波形圖。圖2-5 波形仿真圖2.3.3 串行通信控制串口通訊時結果數據為標準的TTL電平，波特率設置成19200，以1個

56、起始位、8數據位、1停止位和奇校驗的格式從串口送出。每批數據為10個字節，每秒鐘送出50批，包含血氧濃度、脈搏強度和當前脈率等信息。由串口將數據傳到PC機上，通過LABVIEW軟件顯示波形。2.3.4 信號增益控制信號增益控制部分是整個系統中的關鍵部分。系統的增益控制是通過PWM脈寬調制實現的，其原理在第三章中自動增益控制電路中已做描述。這里給出LPC2131控制自動增益控制的軟件流程圖，如圖2-6所示。首先，LPC2131對信號進行采樣，然后通過移動平均處理后得到光滑的基線數據，然后基線值與所設定的閾值相比較，如果低于閾值則增加PWM脈寬調制信號的占空比，直到采樣得到的基線數據大于等于設定的

57、閾值為止。圖2-6 自動增益控制流程圖2.4 數字信號處理2.4.1 光電容積脈搏波特征分析對脈搏波信號進行處理，需要先全面了解光電容積脈搏波的信號特征。光電容積脈搏波在時域的一般特性如下：(1)光電容積脈搏波具有動態范圍很大的特點，其幅度因個體的不同差異很大，一般脈動量的變化范圍可以達直流吸收量的 0.5%40%。(2)光電容積脈搏波相鄰兩波在上升支時間和幅度上一般不會產生突變，每相鄰兩波間上升時間的最大變化率不超過 30%，幅度的最大變化率不超過 40%。(3)由于心臟活動具有的機械特性，心臟在快速射血期后的一定時間內，不會出現下一次的快速射血活動，該時間大于 0.2 s。(4)光電容積脈

58、搏波的大部分能量都集中在 0 Hz18 Hz，所以對光電容積脈搏波應該進行帶通濾波處理，在不改變脈搏波主成分的同時，盡量消除由低頻分量和身體運動偽差造成的影響，還可以盡量消除電源和外界電磁場的干擾。2.4.2 移動平均處理移動平均算法常常被用于在重復出現的信號中提取有價值的部分，是從噪聲中提取確定性信號的很常用的方法。人體血流是受心臟支配的脈動發生的周期性變化，這種變化必然會通過光電傳感器反映到接收的光信號上，在微處理器LPC2131中我們對這三路帶背景噪聲的信號進行移動平均處理，然后通過公式計算得到人體的血氧飽和度。采用移動平均處理的目的主要是去除噪聲的干擾，提高信號的信噪比。在血氧測量過程中，由于接收到的信號帶有各種噪聲干擾，如果只是簡單的根據每個心動周期的最大和最小值來計算人體的血氧飽和度將會產生很大誤差，因此對檢測到的脈搏信號進行移動平均處理。本文每