综合电子设计报告模板 - 图文(2)

3.1.2心率血氧模块硬件电路 在完成整体构思设计之后，我们进行了血氧模块硬件电路的设计[5]。 参照pcb原理图（为了节省篇幅，我们已在附件内把pcb的工程文件附上，此处不再贴出原理图），生成了pcb，在我们完成布线、打孔和覆铜以后，得到了如下图3-2的pcb设计图。此图已通过电器检查（除了丝印有点问题，但这不影响制版）。

此图左侧的单排7孔焊盘与FPGA或者外部电源连接，分别为+5V，-5V，GND。还有滤波放大得到后的的红光和红外光数据，直流和交流量各只需一个引脚，因为两种波长的光分时接收。还有两种波长光接收控制时序的控制引脚。

此电路图的仿真见仿真部分。

图3-2 血氧模块PCB

3.2 软件设计

3.2.1时钟和显示模块设计

图3-3为时钟模块，因为FPGA强大的数字逻辑功能，所以数字钟部分的设计较为容易，主要注意59分59秒跳0的情况，和23:59跳00:00的情况。图3-4为显示模块设置，主要利用红外遥控器进行控制并显示相应内容。

具体软件源代码请参考附件中的FPGA工程文件。

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图3-3时钟模块设计 图3-4显示模块设计

3.2.2温度传感器DS18B20软件算法[6]及数码管显示

DS18B20数字温度计提供9位温度读数，指示器件的温度。信息经过单线接口送入DS18B20或从DS18B20送出，因此只需连接一条线（和地）即可通信。

主机必须首先提供五种ROM操作命令之一：1）Read ROM ，2）Match ROM, 3)Search ROM, 4)Skip ROM, 5)Alarm Search.一个控制操作命令指示DS1820完成温度测量，并将结放放入高速暂存存储器，通过发出读暂存存储器内容的存储器操作命令可以读出此结果。

在利用quartus II的verilog语言编写相关程序时，我们按照下图3-5所示的状态机思路来进行编写：

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图3-5 DS18B20状态机

在转换得到温度的数字量之后，我们把这个量存放在一个16位的寄存器中，当红外遥控按下相应键时，调用数码管显示模块显示当前温度。

因为只有一个四位数码管，而有时需要显示小数点，有时不需要。所以我们修改了数码管的显示代码[7]，在红外键值对应为温度显示时，数码管的第1位的第7个段码（DP段，对应为小数点）应该置1，即对应的段码要加8'b10000000。以数字1为例（具体见附件中的代码部分）,原来1的段码为NUM_1=8'b01011011；现在应为NUM_1=NUM_1+8'b10000000。

3.2.3血氧饱和浓度及心率测量算法实现

根据医学定义，由于含氧血红蛋白和还原血红蛋白处于同一血液溶液中，他们的含量之比即为浓度之比，这样血氧饱和度为：

SpO2?[HbO2]C1?[HbO2]?[Hb]C1?C2

（3-1）

式（3-1）中HbO2表示含氧血红蛋白，Hb表示还氧血红蛋白[8]。

鉴于血液中还氧血红蛋白和含氧血红蛋白在红光和红外光区（600~1000nm）有独特的吸收光谱，从而使红外光谱法成为研究组织中血液成分的简单可靠的办法。利用光谱学的方法，对生物组织进行无损检测，这种方法安全可靠、连续实时且无损伤。

由于人体动脉的搏动能够引起测试部位血液流量的变化，从而引起光吸收量的变化，而非血液组织（皮肤、肌肉、骨骼等）的光吸收量通常认为是恒定不变的。因此，我们可以通过检测血液容量波动引起的光吸收量的变化，并且消除非血液组织的影响来求得血氧饱和度，简单易行。

利用指夹式探头，在探头的一侧安装了两个发光管，一个发出红光，一个发出红外光，

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另一侧安装有一个光电检测器，将检测到的透过手指动脉血管的红光和红外光转换成电信号。这种方法称为透射式血氧饱和度检测方法。（图3-6）

图3-6 透射式血氧饱和度测量方法

无创血氧饱和度检测是基于动脉血液对光的吸收量随动脉波动而变化的原理。在透射式血氧饱和度检测中，当透光区域动脉血管搏动时，动脉血液对光的吸收量将随之变化，称为脉动分量或交流量（AC）；而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收是恒定不变的，称为直流量（DC）。

如果忽略由于散射、反射等因素造成的衰减，按照Beer-Lambert定律，当动脉不搏动时，假设波长为?光强为I0的单色光垂直照射人体，通过人体的透射光强度为：

IDC?I0?e-ε0C0L?e-εHbOC2L2HbO?e-εHbCHbL （3-2）

其中组织内的非动脉成分及静脉血的总吸光系数、光吸收物质浓度、光路径长度分别表示为ε0、C0和L，动脉血液的主要成分是含氧血红蛋白和还氧血红蛋白。其中εHbO2、

CHbO分别是动脉血液中HbO的吸光系数和浓度，εHb、CHb分别是动脉血液中Hb的

22吸光系数和浓度。

当动脉搏动、血管舒张时，假设动脉血液光路长度由L增加了△L，相应的透射光强由

IDC变化到了IDC-IAC。则式（3-2）可写作：

IDC?IAC?IDC?e-(εHbCHb?εHbOC2)△L2HbO （3-3）

对上式进行变形并求e的对数，即：

Ln[(IDC?IAC)/IDC]??(εHbCHb?εHbO2CHbO2)△L (3-4)

考虑到透射光中交流成分占直流量的百分比为远小于1的数值，则：

Ln[(IDC?IAC)/IDC]?IAC/IDC （3-5）

由式（3-5），对式（3-4）进行变换得：

IAC/IDC??(εHbCHb?εHbO2CHbO2)△L （3-6）

因为光路径长度变化属于未知量，所以采取两束不同波长的光作为入射光分时入射，即双光束法。设两束光的波长分别为?1和?2，令:

?2211/I?D?1?I?/I?,D?2?IACDC,则： ACDC 9 / 16

?11ε?HbOCHbO2?εHbCHb22εHbOCHbO2?ε?HbCHb2D?1D?2??11I?/IACDCIAC/IDC?2?2??2 （3-7）

把式（3-7）代入血氧饱和度公式：

SPO2?CHbO2/(CHbO2?CHb)，并变形得：

SPO2????Hb?(D?/D?)??Hb2112?2(?HbO2??Hb)?(?HbO2??Hb)?(D?1/D?2)?1?1?2 （3-8）

图3-7 含氧血红蛋白和还氧血红蛋白吸光系数

由图3-7可见，当?2波长选在含氧血红蛋白和还氧血红蛋白吸光系数曲线交点（800nm

2左右）时，即?HbO2??2??Hb时，上式变形为：

12??D??Hb?HbSPO2???????(?Hb??HbO)(?Hb??HbO)D?1111221 （3-9）

2令A?1ε?Hb12ε?ε?HbHb B??，则上式变为： ?212?ε?ε?εHbHbO2HbO2?1?1IAC/IDC SpO2?A?B??2?2 （3-10）

IAC/IDC在实际应用时[9]，考虑到作为光源的发光二极管的个体差别以及人体生理组织的较大

?1?1IAC/IDC差异等因素，在计算中应采用经验化计算公式，即SpO2?A?B??，其中，A、B?22IAC/IDC可以通过实验定标确定。

在透射型的血氧传感器中，光源一般选择为660~940nm，选择660nm可保证血氧饱和度公式中的常数项B尽可能小，以提高检测的灵敏度；另一光波长940nm尽管偏离了等吸收点805nm，但两物质在这一范围内的吸收光系数变化不大，且经有关实验证明，波长选择在940nm可以更好的满足透射式血氧计算公式中的线性关系。

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