一种血氧仪和指环型脉搏血氧仪的制作方法

本发明涉及血氧测试技术领域，尤其涉及一种血氧仪和指环型脉搏血氧仪。

背景技术：

血氧饱和度反映血液中含氧量的多少，是检测人体健康的重要生理参数。

目前，以朗伯比尔定律为基础的无创血氧测量方法分为透射式与反射式。其原理都是根据氧合血红蛋白与还原血红蛋白对光的吸收差异，采取双波长或者多波长光入射到人体组织上，通过光探测器探测出射光，经过一系列的公式计算，得到人体血氧饱和度。根据信号接收处理方式的不同，又分为电路处理法和动态光谱法。电路处理法利用光电转换得到随动脉搏动而变化的信号，经过一系列放大、滤波、交直流分离等得到血氧饱和度；动态光谱法通过提取多波长下血液的吸光度，利用动脉充盈与动脉收缩时吸光度的变化，运算得到血氧饱和度。随着科学技术和社会经济的发展，脉搏血氧仪已经发展出台式、指夹式、腕表式等并不断向小型化、无线化、便携化发展。

目前使用最广泛的血氧仪为双波长透射式指夹型血氧仪，存在如下缺点：

1、每种波长只有一个led，对led稳定性要求高。

2、测量结果易受到外界环境光干扰。

3、外形为指夹型，不能适合所有个体，会对手指造成挤压，不仅降低了佩戴血氧仪的舒适度从而使其不能长期佩戴，挤压带来的血管中的血量变化也会影响血氧测量的准确度。

技术实现要素：

鉴于此，有必要提供一种可长期佩戴、稳定、受外界光干扰小的血氧仪和指环型脉搏血氧仪。

一种血氧仪，包括光源、光子晶体、光探测器和数据处理模块；

所述光源包括三个发射不同波长光信号的led阵列；

所述光子晶体设于所述光探测器前方，所述光源发射的光信号通过所述光子晶体后入射至所述光探测器；

所述光探测器用于检测入射至其表面的光信号，并将所述光信号转换为电流信号；

所述数据处理模块和所述光探测器连接，所述数据处理模块用于接收所述光探测器发送的所述电流信号，并将所述电流信号进行处理得到血氧数据。

其中一个实施例中，三个所述led阵列分别发射波长为650nm、805nm和930nm的光信号。

在其中一个实施例中，所述数据处理模块包括信号处理模块，所述信号处理模块用于将所述电流信号转换为电压信号进行处理并发送至计算机，所述计算机根据所述电压信号计算出血氧数据。

在其中一个实施例中，所述信号处理模块将所述电流信号转换为电压信号进行处理的操作为：

所述信号处理模块将所述电流信号转换为电压信号后进行放大滤波、直流偏置和与非门反相处理。

在其中一个实施例中，所述数据处理模块还包括蓝牙模块，所述蓝牙模块和所述信号处理模块连接，所述蓝牙模块用于将所述信号处理模块处理后的电压信号发送至计算机。

在其中一个实施例中，所述光子晶体包括周期性排列的具有不同介电常数的物质，且所述光子晶体中具有点缺陷、线缺陷或面缺陷中的至少一种。

在其中一个实施例中，所述光子晶体包括一维周期性排列的sio2层与tio2层，其中，sio2层与tio2层交替间隔排列，所述光子晶体中掺杂有一层ktao3层。

在其中一个实施例中，所述信号处理模块包括依次连接的接收单元、前置放大单元、第一高通滤波单元、第一低通滤波单元、二次放大单元、第二高通滤波单元、第二低通滤波单元和直流偏置单元，以及和所述前置放大单元连接的与非门反相单元。

一种指环型脉搏血氧仪，包括环形支架、光源、光子晶体、光探测器和数据处理模块；

所述环形支架包括第一安装部、第二安装部、第一弹性带和第二弹性带；

所述第一安装部和所述第二安装部相对设置；

所述第一弹性带的一端和所述第一安装部的一端连接，所述第一弹性带的另一端和所述第二安装部的一端连接；

所述第二弹性带的一端和所述第一安装部的另一端连接，所述第二弹性带的另一端和所述第二安装部的另一端连接；

所述光源设于所述第一安装部内，所述光源的前方设有第一通孔，所述光源的光信号透过所述第一通孔出射，所述光源包括三个发射不同波长光信号的led阵列；

所述光子晶体和所述光探测器均设于所述第二安装部内，所述光子晶体设于所述光探测器前方，所述光子晶体的前方设有第二通孔，所述光源发射的光信号通过所述第二通孔入射至所述光子晶体，所述光源发射的光信号通过所述光子晶体后入射至所述光探测器；

所述光探测器用于检测入射至其表面的光信号，并将所述光信号转换为电流信号；

所述数据处理模块和所述光探测器连接，所述数据处理模块用于接收所述光探测器发送的所述电流信号，并将所述电流信号进行处理得到血氧数据。

在其中一个实施例中，所述第一安装部包括依次层叠的第一吸水层、第一隔水层、第一电路层和第一保护层，所述光源设于所述第一电路层，所述第一通孔贯穿所述第一吸水层和所述第一隔水层；

所述第二安装部包括依次层叠的第二吸水层、第二隔水层、第二电路层和第二保护层，所述光子晶体和所述光探测器均设于所述第二电路层，所述第二通孔贯穿所述第二吸水层和所述第二隔水层；

所述第一吸水层和所述第二吸水层相对设置；

所述第一弹性带的两端分别和所述第一保护层的一端和所述第二保护层的一端固定连接，所述第二弹性带的两端分别和所述第一保护层的另一端和所述第二保护层的另一端固定连接。

上述血氧仪，采用led阵列作为光源，可以降低系统对led稳定性的要求，并提高测量准确度。通过在光探测器前设置光子晶体，可以利用其频率选择特性过滤不属于所用三个led阵列的波段的光，降低外界环境光对测量结果的影响，使检测结果更为精确。

上述指环型脉搏血氧仪，体积小，佩戴舒适，可长时间佩戴，易于与手机、电脑连接，实现血氧的长期监控，且受环境光影响小，测量更准确。

附图说明

图1为一实施方式的血氧仪的结构示意图；

图2为一实施方式的led阵列的结构示意图；

图3为1mg/ml血红蛋白溶液的吸收光谱图；

图4为氧合血红蛋白和还原血红蛋白的吸收光谱图；

图5为三个led阵列发光时序图；

图6为一实施方式的光子晶体的排列结构图；

图7为sio2折射率-波长曲线；

图8为tio2折射率-波长曲线；

图9为ktao3折射率-波长曲线；

图10为不引入ktao3缺陷的光子晶体的电场-波长曲线；

图11为掺杂有160nm厚ktao3缺陷光子晶体的电场-波长曲线；

图12为掺杂有90nm厚ktao3缺陷光子晶体的电场-波长曲线；

图13为掺杂有250nm厚ktao3缺陷光子晶体的电场-波长曲线；

图14为a＝0.5时光子晶体电场-波长曲线；

图15为a＝1时光子晶体电场-波长曲线；

图16为a＝1.5时光子晶体电场-波长曲线；

图17为a＝1.8时光子晶体电场-波长曲线；

图18为a＝2时光子晶体电场-波长曲线；

图19为a＝2.5时光子晶体电场-波长曲线；

图20为一实施方式的信号处理模块的结构示意图；

图21为无噪声接收单元输出信号交流分量(500uv/div)；

图22为加入噪声接收单元输出信号交流分量(500uv/div)；

图23为加入噪声直流分量输出结果(2v/div)；

图24为加入噪声与直流偏置的交流分量输出结果(1v/div)；

图25为一实施方式的指环型脉搏血氧仪的结构示意图；

图26为图25所示的指环型脉搏血氧仪另一视角的结构示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清晰，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

如图1所示，一实施方式的血氧仪100包括光源110、光子晶体120、光探测器130和数据处理模块140。

光源110包括三个发射不同波长光信号的led阵列。三个led阵列分别发射波长为650nm、805nm和930nm的光信号。采用led阵列作为光源，可以降低系统对led稳定性的要求，并提高测量准确度。

光子晶体120设于光探测器130前方，光源110发射的光信号通过光子晶体120后入射至光探测器130。特定结构的光子晶体可对频率进行选择。

光探测器130用于检测入射至其表面的光信号，并将光信号转换为电流信号。

数据处理模块140和光探测器130连接，数据处理模块140用于接收光探测器130发送的电流信号，并将电流信号进行处理得到血氧数据。

上述血氧仪100，通过在光探测器130前设置光子晶体120，可以利用其频率选择特性过滤不属于所用三个led阵列的波段的光，降低外界环境光对测量结果的影响，使检测结果更为精确。

上述血氧仪100的光源110采用如下方法进行设计。

(1)光源种类的选择

血氧测量系统依据的是光的吸收原理，测量系统中应当选择合适的光源。请参考图2，光源110采用led阵列。光源110采用led阵列具有加工工艺较为成熟，价格低廉的优点。

在一个实施例中，三个led阵列均设于柔性衬底上。柔性衬底可以为聚邻苯二甲酸乙二醇酯(pet)薄膜。将三个led阵列集成在pet薄膜上，可达到柔性可弯曲贴合人体的目的。pet薄膜可以采用脉冲激光沉积法得到。该方法是利用短脉冲激光对一些物质进行轰击，轰击得到的物质沉淀在基底上，由此可以制备带有特定功能的薄膜。

相比于传统的血氧仪中光源采用一个波长对应单个光源的方式，传统的光源方式对led的稳定性以及功率要求较高。上述血氧仪100的光源110，采用一个波长对应一个led阵列，即多个led光源，降低了对每个led光源的功率以及稳定性的要求，并且测量所覆盖的面积增大，使得测量更加能反映人体组织的真实状态。

(2)光源波长选择

利用光进行血氧测量，探测光的波长选取至关重要。选择光的波长时，既要保证非探测部分不能带来大量干扰，又要保证对氧合血红蛋白与还原血红蛋白有明显的区分度，便于收集处理信号。同时，通过选取三种波长的光进行探测，可以提高系统精度。

首先，对测量所处的环境进行分析。用磷酸缓冲液(pbs)作为溶剂，配制了若干组不同浓度的血红蛋白溶液。图3为1mg/ml血红蛋白溶液的吸收光谱。从图中可以看出，血红蛋白溶液分别在275nm、404nm、501nm、632nm处相对附近频率带上有较为明显的吸收峰，其中，吸收最强的峰出现在404nm处。因此要尽量避免200nm～450nm波段的光波，因为此时环境对探测光的吸收太强，会降低信噪比，增加光接收与信号处理的难度。

接着，对氧合血红蛋白与还原血红蛋白进行分析。图4为氧合血红蛋白与还原血红蛋白的吸收光谱。由图可知两种血红蛋白对光的吸收明显不同。为了减少组织对测量精度的影响，选择光波长时，既要求两者对光的吸收系数大于非血液组织，例如骨骼、肌肉等，又不能使透过光微弱的难以检测。因此，当光在650nm附近时，氧合血红蛋白与还原血红蛋白对光的吸收系数差近似最大，当血氧饱和度不同，血液对该波长光吸收变化最敏感，因此，选择波长为650nm的led阵列光源。考虑到led光谱具有一定的宽度，选取的波长不能太相近，以及吸光系数的差异，选择930nm波长的led阵列光源。同时，在根据朗伯比尔定律推导血氧饱和度的过程中，有一波长对两者的吸收系数相等使得测量具有较好的线性，由图可知应选805nm附近，因此，选择波长为805nm的led阵列光源。

(3)光源发光时序设置

在血氧测量过程中，由于我们要得到三种波长光源的信号，所以必须对光源的发光时序进行控制。在一个实施例中，三种波长的led阵列的发光时序如图5所示。即三种波长的led阵列的发光周期一致，占空比一致，初始相位不同，初始相位差满足同一时间点不能有两种以及两种以上波长led发光，同时为保证辉光效应对测量无影响，如图所示，保留了一定的暗光时间(即无led阵列发光)。。

在一个实施例中，三种波长的led阵列的发光频率均为100-200hz，可以提高测量的响应速度。人体脉搏搏动的频率约为0.75-3hz，通过将led阵列的发光频率设置于远大于人体脉搏搏动的频率，因此在led阵列发光时间内，可以忽略掉心脏搏动带来的光的吸收量的改变。这种时序控制使得光探测器接收到的信号是一个多个波长叠加的混合信号，但可以通过后面的信号处理将信号分离出来。

相比于传统的将led发光频率设置为慢于脉搏搏动周期的情况，传统的时序设计可以直接得到每个波长对应的信号，但同时大程度的增加了响应时间，理论上分析，如果每个波长的光源发光频率定为0.5hz，脉搏搏动频率为1hz，再加上不同led亮灭过程中需要一定的暗光时间，三个波长完成一次测量周期大概需要9-10个搏动周期，影响了整体测量系统的响应速度。而本实施例中，上述三个波长的led阵列的时序控制使得我们可以在2-3个脉搏搏动周期内测量出结果，提高了整体系统的响应速度。因此，通过设计led阵列的发光频率大于人体脉搏搏动频率，在信号处理部分再将不同波长的光的信号分离，相较于传统的设计led发光频率小于人体脉搏搏动频率的情况，测量响应时间更短。

上述血氧仪100的光子晶体120采用如下方法进行设计。

通过在光探测器130的前方设置光子晶体120，可以滤掉一些无关光对测量的干扰。光探测器130可以为光电二极管探测器。可以采用cst对光子晶体模拟，拟寻找在650-950nm(led波段)有平滑通带、并适当吸收其余波段的光的光子晶体。

在一个实施例中，光子晶体120包括周期性排列的具有不同介电常数的物质，且光子晶体120中具有点缺陷、线缺陷或面缺陷中的至少一种。具体的，周期性排列的具有不同介电常数的物质可以为一维周期性排列的两种不同介电常数的物质。

光子晶体120是不同介电常数的周期性结构的物质，光波在其中的传导满足麦克斯韦方程组，给出初始值和边界条件，以及一些必要的参变量，如折射率，电导率，相对介电常数等，即可以推导出麦克斯韦方程组的通解，由电磁场的唯一性，即可以得到整个研究范围的场的分布情况。通过利用comsol软件，可以模拟光子晶体120的周期性结构，构造不同的缺陷，如点缺陷、线缺陷、面缺陷，可以达到控制通过光波的频率的目的。

一维周期性排列的两种不同介电常数的物质，在引入不同缺陷的情况下，可以对可见光波段到近红外波段的光有一定的控制效果。在本实施方式中，请参考图6，光子晶体120包括一维周期性排列的sio2层与tio2层，其中，sio2层与tio2层交替间隔排列，光子晶体中掺杂有一层ktao3层。sio2、tio2和ktao3具有不同介电常数。

由于sio2、tio2和ktao3三种物质对不同波长的光有不同的折射率，所以经过查阅折射率表，通过构造三个内插函数，可以求得不同波长对应的折射率，图7、图8和图9分别是sio2、tio2和ktao3的折射率对不同波长的函数关系图像，在进行模拟时可以进行调用。

在一个实施例中，单层sio2厚度设置为90nm，单层tio2厚度设置为160nm。晶格常数a＝250nm，边界为散射边界条件。以电磁波的电场强度为衡量光强的物理量，研究范围为3.0e14hz-1.0e15hz(对应波长范围为：300nm-1000nm)。

1、掺杂不同厚度杂质对光子晶体的通光能力的影响。

图10至图13分别为不引入ktao3缺陷的情况、加入160nm厚度ktao3缺陷、加入90nm厚度ktao3缺陷、加入250nm厚度ktao3缺陷后的模拟结果。

通过对比，我们发现不同厚度的掺杂ktao3会引起500nm到600nm的禁带不同程度的加宽，该模拟结果显示该光子晶体的设计对于频率具有一定的选择性，可以起到一定的滤波效果。基于光源波长选择为650nm、805nm和930nm，光子晶体的设计应该在选取的这三个波长的通过率较大，因此，选取掺杂厚度250nm的ktao3层。接着，在选择掺杂ktao3层的厚度为250nm的基础上，研究固定晶格常数，改变sio2与tio2的厚度比例对模拟的影响。

2、sio2与tio2不同厚度比例对光子晶体通光能力的影响。

通过改变tio2和sio2的厚度比例进行模拟仿真，以a代表单层tio2层的厚度比上单层sio2层的厚度，我们选取a分别为0.5，1，1.5，1.8，2.0，2.5进行理论模拟。厚度比a分别为0.5，1，1.5，1.8，2.0，2.5的模拟结果分别如图14至图19所示。

从图14至图19可以发现随着厚度比例的增加，a＝0.5时的光子晶体的500nm-700nm的通带变宽并且红移，在a＝2时，该通带变为650nm-950nm。与此同时，厚度比例a的增加还带来了一个550nm附近的禁带，该禁带范围随着a的增加，先增加后减小，在a＝1.8左右达到最大，为100nm，范围为500nm-600nm。与此同时，a的变化还使得400nm附近的禁带变宽，在a＝2.5时，禁带宽度大致为50nm。基于选取的光源的波长为650nm、805nm和930nm，因此，优选的，光子晶体中，单层tio2层与单层sio2层厚度比例为1.8～2，ktao3层的厚度为250nm。这样不仅能够滤掉一定的无关光，并且可以使光子晶体在三个波长的led阵列处具有较大的通过率。

在一个实施例中，数据处理模块140包括信号处理模块，信号处理模块用于将电流信号转换为电压信号进行处理并发送至计算机，计算机根据电压信号计算出血氧数据。具体的，信号处理模块将电流信号转换为电压信号进行处理的操作为：信号处理模块将电流信号转换为电压信号后进行放大滤波、直流偏置和与非门反相处理。

在一个实施例中，如图20所示，信号处理模块包括依次连接的接收单元、前置放大单元、第一高通滤波单元、第一低通滤波单元、二次放大单元、第二高通滤波单元、第二低通滤波单元和直流偏置单元，以及和前置放大单元连接的与非门反相单元。

接收单元将接收到的电流信号变为电压信号同时进行放大，而且为了保证信号处理模块中的滤波电路不会造成光电二极管电流信号的失真，应该控制接收单元的截止频率远高于信号光的频率。经过接收单元得到的电压信号进入前置放大单元，由于信号比较微弱，因此采用输入阻抗较高的放大器来构造电路。前置放大单元的增益为51。可以增强电路的耐极化能力，防止进入截止和饱和状态。前置放大电路输出信号分为两路，其中一路最终得到直流信号，另一路得到交流信号。交流分支应该尽量削弱直流分量，因而设计第一高通滤波单元，同时截止频率设计不能够过高，否则心率信号容易被过滤，也不能过低，会导致直流滤波不理想。最终将第一高通滤波单元的通频带增益设计为1.02，截止频率设计为0.75hz。由于电路系统到处存在高频噪音，因而还需要一个第一低通滤波单元将其滤除。选取第一低通滤波单元的低通增益为1.58，截止频率为20hz。第二高通滤波单元和第二低通滤波单元分别和第一高通滤波单元和第一低通滤波单元参数一致。由于交流信号存在负电压，而ad转换必须要求为正电压，因此还需要一个直流偏置单元，给交流信号上叠加一个直流电压，使能够正常转换为数字信号。直流信号为负压信号，因此需要一个与非门反相单元将其变为正电压，使其能够进行数字处理。

模拟仿真结果如下：

不加噪声，接收单元输出信号的交流分量如图21所示。

加入噪声后，接收单元输出信号的交流分量如图22所示。

最终的直流分量输出结果如图23所示。

最终的加入直流偏置的交流分量如图24所示。

如今柔性电路板加工工艺日渐成熟，为达到指环型，必须要使用柔性电路，可将整体电路系统集成在柔性电路板上，柔性电路板常用的加工工艺有激光轰击法和化学沉积法等。

在一个实施例中，数据处理模块140还包括蓝牙模块，蓝牙模块和信号处理模块连接，蓝牙模块用于将信号处理模块处理后的电压信号发送至计算机。

在一个实施例中，蓝牙模块可以为cc2541蓝牙模块。cc2541自带12位采样精度adc，参考电压可自己设置，符合蓝牙4.0协议，可以将信号采样并将得到的电压数据发送至计算机，再利用matlab进行处理，定标。传统的血氧仪一般是先利用单片机处理信号得到血氧数据，再利用单片机控制蓝牙模块，将数据发送至计算机或者云端，因此电路较为复杂，血氧仪体积较大，不能满足日常医疗监护仪器所需的便携、长期佩戴的要求，且大规模的模拟电路将带来系统噪声。而上述血氧仪100的设计可以不经由单片机处理，而是直接将信号发送至计算机，在计算机上进行数据处理得到血氧数据，很大程度上降低了电路复杂度，减少了测量系统的体积以及模拟电路规模增大所带来的噪声。

请参考图25，一实施方式的指环型脉搏血氧仪200，包括环形支架、光源210、光子晶体(图未示)、光探测器230和数据处理模块。

环形支架包括第一安装部242、第二安装部244、第一弹性带246和第二弹性带248。

第一安装部242和第二安装部244相对设置。

第一弹性带246的一端和第一安装部242的一端连接，第一弹性带246的另一端和第二安装部244的一端连接。

第二弹性带248的一端和第一安装部242的另一端连接，第二弹性带248的另一端和第二安装部244的另一端连接。

光源210设于第一安装部242内，光源210的前方设有第一通孔241，光源210的光信号透过第一通孔241出射，光源210包括三个led阵列，三个led阵列分别发射波长为650nm、805nm和930nm的光信号。

光子晶体和光探测器230均设于第二安装部244内，光子晶体设于光探测器230前方，光子晶体的前方设有第二通孔243，光源210发射的光信号通过第二通孔243入射至光子晶体，光源210发射的光信号通过光子晶体后入射至光探测器230。

光探测器230用于检测入射至其表面的光信号，并将光信号转换为电流信号。

数据处理模块和光探测器230连接，数据处理模块用于接收光探测器230发送的电流信号，并将电流信号进行处理得到血氧数据。

请同时参考图26，第一安装部242包括依次层叠的第一吸水层2422、第一隔水层2424、第一电路层2426和第一保护层2428，光源210设于第一电路层2426，第一通孔241贯穿第一吸水层2422和第一隔水层2424。

第二安装部244包括依次层叠的第二吸水层2442、第二隔水层2444、第二电路层2446和第二保护层2448，光子晶体和光探测器230均设于第二电路层2446，第二通孔243贯穿第二吸水层2442和第二隔水层2444。

第一吸水层2422和第二吸水层2442相对设置。

第一弹性带246的两端分别和第一保护层2428的一端和第二保护层2448的一端固定连接，第二弹性带248的两端分别和第一保护层2428的另一端和第二保护层2448的另一端固定连接。第一弹性带246的两端、第二弹性带248的两端与第一保护层2428和第二保护层2448的连接处均采用纽扣连接，共有八个纽扣，其中六个为固定纽扣，两个为可扣纽扣，方便穿戴，同时保证了光路的准直性。

光源210、光子晶体、光探测器230和数据处理模块的结构、参数和上述血氧仪100的光源110、光子晶体120、光探测器130和数据处理模块140相同，在此不再赘述。

由于在测量前手指需要清洁，不能保证手指上的水分完全擦干净，为了减少水分对测量的影响，上述指环型脉搏血氧仪200通过设计紧贴皮肤设计第一吸水层2422和第二吸水层2442，可以将待测的部位水分吸收干净。同时为了构造暗室环境，第一吸水层2422和第二吸水层2442使用较为柔软的材料，利用弹性带的纵向拉力引起形变，使环境光无法进入测量光路。为了防止水分进入电路部分损坏电路，在第一吸水层2422之上设计第一隔水层2424，在第二吸水层2442之上设计第二隔水层2444。在第一安装部242和第二安装部244开设第一通孔241和第二通孔243露出光路，使第一安装部242和第二安装部244不会吸收测量光与信号光减小其强度。第一电路层2426和第二电路层2446采用柔性材料制作，并将led阵列与光探测器230分别集成在两个电路层之上，起到固定作用。第一保护层2428和第二保护层2448的强度较高，可以分担两个弹性带带来的横向拉力，防止电路变形，影响电路效果，同时防止外界给精密电路层带来损坏。整个指环型脉搏血氧仪200具有自适应性，面对不同规格的手指均可以产生理想的暗室，并保证光路的准直性，同时方便携带与测量，还有较好的稳定性。

传统的便携式血氧仪均为指夹型，而由于个人身体差异，手指粗细长短不同，可能会导致不能构造完全的暗室环境，使背景光进入光路中，对测量结果造成干扰，得不到准确的数据。上述指环型脉搏血氧仪200，通过连接带连接第一安装部和第二安装部，具有自适应性，充分考虑到个体性差异，减小了环境光对系统的影响。上述指环型脉搏血氧仪200，体积小，佩戴舒适，可长时间佩戴，易于与手机、电脑连接，实现血氧的长期监控，且受环境光影响小，测量更准确。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。