一种基于单片机的血氧检测方法与流程

本发明涉及医疗电子技术领域，特别是涉及一种基于单片机的血氧检测方法。

背景技术：

据统计，截至2017年底，我国各类心血管疾病患者的人数多达2.8亿人，且心血管疾病的致死率高达40％，在我国居民死亡率统计中，心血管疾病连续十年高居前三。因血液中氧气含量低造成的全身心、脑、肾等重要器官缺氧，进而引发各类心血管疾病，严重危害人的健康。所以，无论是在日常生活中或是临床治疗中，针对血液中氧气含量的检测显得尤为重要。

目前，血氧信号中的血氧饱和度主要利用血氧仪来进行无创光学检测。国内有许多医疗器械公司和厂家从事血氧仪的研究，其产品设计原理几乎都是分光光度法，使用方法多为将手指套入透射式传感器进行检测。

国内血氧仪存在不足的地方在于由血氧探头结构及使用环境造成的干扰，从而引起结果出现偶尔误差，其原因具体体现在以下几点：

1、背景光比较强烈，周围光线过强；

2、使用者测试部位(手指)晃动而引入干扰造成信号失真

3、由年龄、肤色、性别、个人体质原因引起的检测误差较大。

人体各器官组织新陈代谢所需的氧，是由血液中可与氧结合的血红蛋白携带传输至身体各处，血红蛋白与氧的结合效率，直接影响到氧的传输能力，该传输能力可用血氧饱和度衡量，血氧饱和度值正常，则能够保证人身体中氧的传输效率。血氧饱和度表示氧合血红蛋白占血红蛋白的百分比，在人体组织中，氧的运输主要靠氧合血红蛋白完成。氧合血红蛋白运输氧的能力即可反映为血氧饱和度数值，血氧饱和度值的高低表示人体新城代谢的好坏，血氧饱和度值过低，易造成供氧困难，大脑等耗氧器官功能衰退。而血氧饱和度值过高，表示体内氧环境过高，造成血粘度高，使人体系统出现紊乱。所以针对血氧饱和度的检测显得尤为重要。以往，针对血氧饱和度的测量方法多为有创测量，但有创测量无法连续进行，且创口处易感染，因此研究一种基于单片机为核心控制的无创血氧饱和度测量仪，实现无创、连续测量血氧饱和度的方法具有重要意义。

技术实现要素：

本发明要解决的技术问题是克服现有技术存在的不足，提供一种基于单片机的血氧检测方法。

为了解决上述技术问题，本发明采用以下技术方案：

一种基于单片机的血氧检测方法，检测方法包括以下步骤：

步骤1、血氧信号采集：由单片机输出pwm信号，通过驱动电路对单片机所输出的pwm信号进行放大处理，并将该信号传输至血氧探头处控制血氧探头进行血氧信号采集工作获得血氧光电流信号；

步骤2、血氧信号预处理：对步骤1采取到的血氧光电流信号通过电流/电压转换电路转换成待处理电压信号；

步骤3、电压滤波处理：步骤2获得的待处理电压信号经过截止频率0.1hz的高通滤波器，过滤直流分量，保留交流分量，让高于0.1hz的信号通过，低于0.1hz的无用信号被屏蔽；随后经过截至频率为20～40hz的二阶低通滤波器，滤除高于20hz的无用信号，最终获得0.1～20～40hz范围内的有效电压信号；

步骤4、血氧信号处理：利用ad转换器，将滤波电路输出信号直接进行a/d采样；对采样到的脉搏血氧信号进行光束分离、脉搏波检测获得波形图，通过分析波形图的周期及幅度、峰值，完成数字分析，经由单片机通过串口将数值输出至lcd或pc端显示。

依据朗伯比尔定律计算得到。人体血液组织中主要有还原血红蛋白(hb)及氧合血红蛋白(hbo2)等4种蛋白，血氧饱和度可用sp02这个物理量来表示，其值的变化反映出人体新陈代谢的变化情况，血氧饱和度的计算公式如下：

sp02＝hbo2/hbo2+hb×100％

当前主要依靠分光光学法检测血氧饱和度，分光光学法以朗伯比尔定律为基础，主要是依据不同物质对不同波长的光吸收率不同，经由计算分许可知不同物质的含量。在人体血液组织中的还原血红蛋白及氧合血红蛋白对光的吸收系数都有各自的特点，当选取波长为660nm的红光发光时，氧合血红蛋白及还原血红蛋白对光的吸收系数差异最大，当发光二极管发射波长为940nm的红外光时，二者对光吸收系数差异最小，将入射光与出射光之间的差异表示为电流信号，通过吸收差异对比及分析脉搏血氧波形图，进而得出氧合血红蛋白及血红蛋白的总量与百分比。hb主要吸收红光，hbo2主要吸收红外光。

脉搏血氧波形图主要由直流分量及交流分量组成，骨骼、皮肤、黑色素等无用成分对光的吸收量为直流成分dc，而动脉血对光的吸收反映为交流分量ac，为有用分量，hbo2和hb在动脉血中的吸收随脉冲作用的周期性变化而变化并成为血氧饱和度信号中的交流分量ac，血氧饱和度有效值主要为交流分量的值，ac与dc分量由光电接收管接收，血氧信号从血氧探头输出后，经滤波除杂及电流/电压转换后，可用示波器测得其脉搏血氧波形图，无用的直流分量dc与有用交流分量ac可通过程序设计从脉搏血氧波形图中提取获得，可以根据血氧脉冲波形的峰值、幅值和周期来计算氧合血红蛋白、还原血红蛋白对两路光的吸收率，并由此计算除脉搏血氧饱和度，其公式如下：

spo2＝a-br+cr2

式中，a、b、c为定标常数，可以由定标实验得到。

r＝(vredac/vreddc)/(viredac/vireddc)

为两个波长的光吸收比率，其中，vredac为红光的交流分量；vreddc为红光的直流分量；viredac为红外光的交流分量；vireddc为红外光的直流分量。

进一步，所述步骤1中单片机输出pwm信号的过程如下：在调制方波上，选取一定定时器/计数器的周期，利用定时器/计数器控制中断时长，在一个信号周期内，让高电平、低电平转换，达到控制pwm占空比输出，完成一个周期内，高低电平按一定周期的相互转换。

进一步，步骤1中所述驱动电路主要由4个三极管构成h桥电路组成，4个三极管分别为q1、q2、q3、q4，q1、q2与单片机连接利用单片机输出的pwm信号作为驱动电路的选通开关，q1导通时，血氧探头的红灯亮，q2导通时，血氧探头的红外灯亮；q3、q4作为起到控制电流作用，其中q3控制导通的线路串联若干个分压电阻，q4控制导通的线路串联若干个分压电阻，所述4个三极管处于饱和状态时：三极管导通，要求vc>vb且ve>vb，即基极接低电平；当三极管处于截止状态时：集电极与发射极断开，要求vc<vb且ve<vb，即基极接高电平。

进一步，步骤1中所述血氧探头包括u型光电晶体管，在所述光电晶体管上设置有两对发射透射光的发射光源和光敏接收器，所述两对发射光源和光敏接收器距离相等且对称设置，两对发射光源分别为发射红光的红灯以及发射红外光的红外灯；红光或红外光穿透动脉静脉后由下方的光敏接收器接收光信号，并转换为与光信号对应的电流信号输出。。本发明的血氧探头经过合理的设计，具体是利用塑料手套及滤光片完成，课题所有塑料手套为普通乳胶手套及普通超薄光学滤光片，滤光片特性为黑色可通红外光(800nm-1600nm)，大部分肉眼可见光(400nm-680nm)通过率仅为10％，能很好的隔绝外界光源干扰。传统血氧探头宽大，手指在其中易因活动而引入噪声干扰，课题截取塑料手套指端一截包裹住血氧探头，避免手指活动造成信号失真或引入干扰信号，利用滤光片封闭探头开口，防止外界光源干扰。

进一步，步骤2中所述电流/电压转换电路包括一运算放大器，所述运算放大器的正相输入端接步骤1所采集到的电流信号，反相输入端接积分电路，输入端输出待处理电压信号，所述积分电路由一反馈电阻和接在反馈电阻与反馈电阻并联的电容组成。

进一步，所述反馈电阻根据下述模型进行选值：

r1＝-u0/is

其中，r1为反馈电阻阻值，为输出的待处理电压u0>0.01v，is为光电流，1ma>is>0.01na；

进一步，所述电容的电容值在250～290pf之间。

有益效果在于：本发明实现了脉搏波信号中各频率噪声信号的全面快速滤除，且具有良好的稳定性、准确性、灵敏性。

附图说明

为了更清楚地说明本发明具体实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对具体实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍。在所有附图中，类似的元件或部分一般由类似的附图标记标识。附图中，各元件或部分并不一定按照实际的比例绘制。

图1为本发明的结构原理框图；

图2为本发明的驱动电路图；

图3为本发明的驱动电路运行图；

图4为本发明的pwm信号波形图；

图5为本发明的血氧探头结构图；

图6为本发明的i/v电路转换图；

图7为本发明的高通滤波器电路图；

图8为本发明的经过高通滤波器前的电压信号波形图；

图9为本发明的经过高通滤波器后的电压信号波形图；

图10为本发明的低通滤波图；

图11为本发明的通过低通滤波器前后信号的波形变化图；

图12为本发明的0809与stm89c51单片机接线图；

具体实施方式

现在结合说明书附图对本发明做进一步的说明。

本发明的整体原理如图1所示，具体的，首先运行探头驱动电路，随后通过传感器收集光信号，并将其转换成电信号，以供后序处理。随后将电流信号经过一系列处理，将电流转换为电压信号，再去通过高通滤波器除直流信号，最后经过低通滤波器后，采集相应数据来推算出检测者的血氧饱和度。

首先是信号采集，本实施例所使用到的单片机为stm89c51单片机，利用51单片机传输pwm程序控制血氧探头发光二极管按一定周期轮流工作。pwm程序对噪声抵抗力强，控制电路简单，成本低。其具体输出pwm信号的方法为：在调制方波上，通过程序设计，选取恰当定时器/计数器的周期，利用定时器/计数器控制中断时长，在一个信号周期内，让高电平、低电平转换，达到控制pwm占空比输出，完成一个周期内，高低电平按一定周期的相互转换，利用脉冲宽度调制技术，来达到控制红灯、红外灯轮流亮灭进行检测的功能。单片机利用定时器产生两个pwm信号，并将pwm信号接入课题所设计的驱动电路中进行信号放大处理。为了红灯及红外灯能按照一定的周期轮流亮灭，要求根据本方法所编写的pwm程序设计占空比为50％，能重载初值，计数判断，反转电平，使小灯在一个信号发生周期内完成红灯亮、红灯灭、红外灯亮、红外灯灭的动作。

驱动电路实质为功率放大电路。因从单片机直接输出的pwm波信号功率小，不足以使血氧探头发光二极管灯正常工作，因而需要设计一个驱动电路来对pwm控制信号进行放大，发光二极管功率有限，如果功率过高，容易导致发光二极管烧毁，如果功率不够，二极管无法正常工作，而驱动可为电子元器件提供与之相对应的额定工作环境，根据电子元器件并联、串联方式的不同，驱动电路又分为提供电压、电流两种功率放大电路。血氧探头中，红灯及红外灯为并联方式，因而要求驱动电路能够输出较大电流。

本发明设计出的驱动电路如图3所示，电源选用3.3v是因为单片机最大输出3.3v。所以这个电压是根据所选用的单片机的输出电压来确定的，应不大于单片机最大输出电压，一般选择相等。位于电路上方的对称的两个三极管q1、q2能够控制两个发光二极管的交替闪烁，因为这个两个三极管作为驱动电路的开关，这是因为q1q2用作开关，当三极管处于饱和状态时，三极管导通，vc>vb且ve>vb，即基极接低电平当三极管处于截止状态时，集电极发射极断开，vc<vb且ve<vb，即基极接高电平pwm高低电平变换，使三极管在导通和断开之间变换，led在点亮和熄灭状态之间变换，从而达到开关的作用。

此外，再输入两个互补的pwm信号，是q1、q2这两个三极管交替导通，实现了两个发光二极管(红光、红外光)的交替闪烁。

q3和q4两个三极管可以控制两个发光二极管的光亮的强度，因为这两个三极管起到控制电流的作用。

在仿真软件中运行该电路，我们可以得出结论：通过发光二极管的电流最大为12.9ma，电路运行图如图3所示。

本实施例采用波长分别为660nm及940nm的发光管组成的透射式血氧探头进行检测。发光二极管压降为1.8v左右，工作电流一般在15ma-20ma，为了防止电路因功率过大而将发光管烧毁，需增加阻值在60-150ω范围之间的电阻。除电阻外，还需要用到pnp和npn两种三极管，这里用到的npn为s8050，pnp为s8550，两种三极管不同之处在于p、n两种材料排列顺序不同，这两种三极管都有对电路信号放大的作用，三极管的阻值范围为十几千欧至几百千欧之间，为了防止电路短路，还需选取阻值在5k-100kω之间的电阻起分压限流作用。pwm输入接在驱动电路上端pnp管基极处，pwm输入低电平时，qb1导通，当pwm输入电压大于三极管开启电压时，就会在集电极产生电流，e发射极处于低电位，发光二极管处于正偏，导通发光。

为了使两个发光二极管交替亮灭，我们选取stm89c51单片机来实现该功能。c51单片机产生两个pwm信号，将之引入驱动电路中的q1和q2中，达到控制信号的目的，使得两发光管的发光时序。(红光开,红外光关；红外光开,红光关)。电路模拟情况下，定时器时间设置50ms即可。但在实际情况下，由于电路要求led灯闪烁周期为1ms，定时器时间设置应为0.1ms，因此产生pwm信号的周期是1ms。pwm信号波形图如图4所示。

如图5所示，所述血氧探头包括u型光电晶体管1，在所述光电晶体管1上设置有两对发射透射光的发射光源和光敏接收器4，所述两对发射光源和光敏接收器4距离相等且对称设置，两对发射光源分别为发射红光的红灯2以及发射红外光的红外灯3；红光2或红外光穿3透动脉静脉5后由下方的光敏接收器4接收光信号，并转换为与光信号对应的电流信号输出。本发明的血氧探头经过合理的设计，具体是利用塑料手套及滤光片完成，本发明所有塑料手套为普通乳胶手套及普通超薄光学滤光片，滤光片特性为黑色可通红外光(800nm-1600nm)，大部分肉眼可见光(400nm-680nm)通过率仅为10％，能很好的隔绝外界光源干扰。传统血氧探头宽大，手指在其中易因活动而引入噪声干扰，课题截取塑料手套指端一截包裹住血氧探头，避免手指活动造成信号失真或引入干扰信号，利用滤光片封闭探头开口，防止外界光源干扰。

其次是电流/电压转换，如图6所示为i/v电路转换图，i/v转换电路的作用是将光电接收器接收的光电流信号转换成与透射光强成正比的电压信号，由于实际检测的光电流很小，通常为纳安级别。

反馈电阻根据下述模型进行选值：

r1＝-u0/is

其中，r1为反馈电阻阻值，为输出的待处理电压u0>0.01v，is为光电流，1ma>is>0.01na；

考虑到后面放大电路以及ad转换等，输出电压应达到伏级，本实施例中反馈电阻选取4.7mω；同时两端并联一个小电容形成积分电路，可以进一步减小输入电流噪声。另外由于光电流很小，容易受外界干扰，必须选用高输入电阻，低偏置电流，低电压噪声的集成运算放大器。opa380能满足上述要求，实现电流到电压的精确转换。

再后是滤波处理，首先是高通滤波器，其核心电路部分图如图7所示，经过高通滤波器前的电压信号波形图和经过高通滤波器后的电压信号波形图如图8和图9所示。

由于人体脉搏信号是准周期信号，频率范围为0.1-50hz，主要频率分量一

般在0.1-40hz之间，系统的频响范围去0.1-40hz即可，故信号调理电路中低截止频率按此频率设计。为了获得计算脉搏血氧饱和度所需要的交流成分，需要对脉搏信号进行高通滤波，滤去直流成分。高通滤波器采用截止频率为0.8hz的一阶无源高通滤波器，其结构简单，可靠性高。在高通滤波器设计中，取c＝10uf，f＝0.8hz，代入f＝1/2πrc得r＝20kω。

高通滤波器是由电容-电阻组成，如图7所示，电路是由一个10uf电容和20kω电阻组成，可以滤除直流信号，原理是因为电容器具有隔直通交的作用。电容器接通直流电源时，仅仅在刚接通的短暂时间内发生充电过程，在电路中形成充电电流。充电结束后，因电容器两端的电压等于电源电压不再发生变化，所以电容器电路中的电流为零，相当于电容器把直流电流隔断，通常把电容器的这一作用简称为“隔直”。当电容器接通交流电源时(交流电的最大值不允许超过电容器的额定工作电压)，由于交流电源电压的大小和方向随时间不断变化，电容器不断地进行充放电，所以电路中就会反复出现充放电电流，相当于交流电流能够通过电容器，通常把电容器的这一作用简称“通交”。

根据图9和图10的图像显示，经过高通滤波器之后，直流信号已经被滤除，电路中只剩下交流电压信号，这表明高通滤波器起到了它应有的作用。

此外，发现由于滤除了直流信号，导致电压数值下降，这使因为通滤波器中的20kω电阻起降压的作用，所以需要接下来的放大电路来对信号进行放大。

如图10所示的低通滤波电路，根据脉搏信号的频率特性，设计低通滤波电路的截止频率为42hz。考虑到使用二阶滤波电路结构简单，并且具有良好的频率特性，因此可以采用巴特沃斯低通滤波器进行二阶低通滤波，以便后续目标信号的放大和检测。低通滤波器设计使用了op07ah芯片，由于其输入失调电压很低，具有低温度漂移特性，因而不需要额外的调零措施。在低通滤波器中，截止频率f＝1/2πrc,取c＝0.033uf，则f＝42hz，将c＝1uf，f＝40hz代入f＝1/2πrc，得r＝22kω，滤波效果较好。

通过低通滤波器前后信号的变化如图11所示。

最后信号经滤波处理后，下一步是对血氧信号进行分析处理。首先对采集到的血氧信号进行ad转换，将表示血氧饱和度的电压值转换为与之相对应的数字量，以便于单片机对其进行算法分析，将检测到的特征信号通过算法分析以表示出代表人体血氧饱和度的数值，其设计如下：利用ad转换器，将滤波电路输出信号直接进行a/d采样。采样后，通过算法设计，对采样到的脉搏血氧信号进行光束分离、脉搏波检测。血氧饱和度检测分析的关键是能得到一个近似于标准脉搏波的波形图，通过分析波形图的周期及幅度、峰值，完成数字分析，经由单片机通过串口将数值输出至lcd或pc端显示

由滤波电路输出的信号为脉搏血氧波形图，标准脉搏血氧饱和度波形图如下：波形情况能反映出人体血液流动情况，如上升支反映心室快速射血,大量的血液迅速流入动脉血管,使动脉壁扩张,如果心室搏动较大,形成上升支,射血速度快,外周阻力小,则上升支有大的斜率和大的余量；反之，则上升较缓慢、幅度较小。下降支为心室缓慢射血期，进入主动脉的血量少于从主动脉流向外周的血量，大动脉弹性回缩，血管充盈量减少，形成下降支。在主动脉瓣关闭的瞬间。因为心室舒张引起主动脉血液向心室方向反流，造成主动脉瓣关闭，反流血液使主动脉根部扩张，并受到已关闭的主动脉瓣的阻挡而形成一个反折波，在下降支出现一个短暂的上向波，称为重搏切迹。

血氧探头发光二极管发出的光源穿透人体组织，部分光源被骨头、皮肤等吸收，一部分光源经血液吸收后，由接收管接收透射光，而血氧饱和度正是由这部分由血液透射后的光源计算分析得到。得到波形后，血氧信号输出至51单片机进行a/d转换，随后经数字信号处理模块，经由一系列复杂的信号处理，经数码管显示，也可将其通过示波器、pc机软件显示为波形图。针对血氧信号波形图，首先进行滤波处理，分别获取红光、红外光波形图，截取相对平稳波形图，搜索波形的峰值点与谷值点对波形图进行分割，准确得到一个波形周期内的最大值及最小值，依据发明内容中的血氧饱和度计算公式，即可计算出血氧值。在a/d转换的设计中，采用adc0809芯片进行。

血氧信号的采集模块主要工作是对血氧信号的波形图采集，采集到波形图后，与正常人体脉搏血氧波形图比对分析测试者的波形情况，随后根据血氧饱和度计算原理，通过程序编写提取脉搏血氧波形中的峰值及周期，计算出血氧饱和度值。在a/d转换这一步中，本实施例采用8位a/d转换器adc0809，0809相比于其他adc转换器，0809的速度较快，对脉搏血氧这样的微弱信号，使用并行adc较为合适，adc0809误差在±11/4lsb之间，精度较高，能防止丢失信息，造成失真情况的发生，价格低廉，0809与stm89c51单片机接线如图12所示。

以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围，其均应涵盖在本发明的权利要求和说明书的范围当中。