基于基于AFE4490的反射式脉搏血氧检测系统的反射式脉搏血氧检测系统
因透射式血氧仪检测范围受限，根据反射式测量原理设计光电容积脉搏波探头检测模块，并采用MSP430超低功
耗单片机结合血氧模拟前端AFE4490实现对光电容积脉搏波的采集。由MSP430控制AFE4490实现双波长发光
管交替发光、数据采集以及放大滤波，并采用数字信号处理技术进行去噪工作。实验表明，所设计的反射式血
氧检测系统能有效地检测指尖脉搏，处理得到的脉率和血氧参数误差在3%以内。
0 引言引言
作为衡量组织血液携氧性能至关重要的指标，无创伤血氧饱和度测量为医疗诊断提供了必要的依据
[1]
。近年来，血氧检测仪
的研制技术发展迅速，透射式无创伤检测技术已经得到广泛的应用。
透射式血氧仪研制技术较成熟，在透射式血氧检测设备的设计中，被检测部位被放置于两个发光管与接收管之间
[2]
。然而因
透射式血氧传感器使用范围受限，无法应用透射式血氧仪在体表部位（如额头、胸腔等）进行检测
[3]
，且长时检测致使被测者
感到不适，对仪器测量的准确性造成影响。
与透射式血氧饱和度检测技术不同，反射式血氧饱和度检测系统中，两个发光管和一个接受管都位于被检测部位的同一
侧，光电二极管接收来自体表的反射光。本文设计的血氧饱和度采集检测装置采用反射式脉搏血氧传感器DCM03，其集成双
波长发射器和光电探测器在同一个芯片上，解决了透射式传感器测量时受到检测部位影响无法对体表部位进行操作的问题；另
外，采用TI集成模拟前端AFE4490进行信号采集及预处理电路设计，AFE4490集成双波长LED脉冲控制电路、滤波放大电路
以及AD/DA转换模块等血氧前端采集电路必要功能模块，取代了传统分立元件搭建系统的复杂的外围模拟电路设计，不但完
成脉搏血氧信号的采集、预处理和显示，也使得整个系统的体积减小，降低功耗。对反射式血氧仪的研制，甚至是基于集成芯
片的便携式人体生理参数检测设备研制提供了一定的基础。
1 测量原理测量原理
Lamber-Beer定律可这样阐述:光透过透明介质被吸收的程度仅和光程有关。光照射到手指后，被指尖各组织吸收后，接收
到的反射光较原始入射光而言，幅值发生了衰减。基于光学法的血氧仪研制的理论基础就是Lamber-Beer定律。
Lamber-Beer定律数学表达式如式(1)所示：
式中，A表示介质的吸光度；K表示摩尔消光系数，不同的物质，摩尔消光系数的大小不同；C表示吸收物质的摩尔浓度。
血液中的脱氧血红蛋白HB与氧合血红蛋白HBO
2
对不同波长的光的吸收特性不同，参考图1中HB和HBO
2
的吸收光谱曲
线
[4]
。其中，虚线和实线分别为HB和HBO
2
吸收系数曲线。在波长600～800 nm之间，HB的吸收系数比HBO
2
的吸收系数大，
在800 nm以上的波段则相反。
入射光照射到指尖后被一定程度地吸收，反射光较入射光能量发生衰减，衰减量可反映出指尖组织结构特征,诸如骨骼、静
脉血、表皮等成分吸收光比不变
[5]
，而HB和HBO
2
对光的吸收比随脉搏波周期性变化。外周血容量在心脏舒张时最少，此时血
液对光的吸收最少，进而检测到的光能量最大。相反，心脏收缩时检测到的光能量最小。故血液对入射光吸收量的变化和血容
量的变化密切相关，即血液容积原理。
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