人体动脉血氧饱和度无创检测电路设计
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[6]
和红外光信号的分离，并且分离后的红光、红外光时 序信号与光源驱动时序信号相对应。在信号分离电路 之后设计电压跟随器U3，提高输入阻抗，降低输出阻 抗，以减少微弱血氧信号在后续电路中的衰减，并可 起到隔离缓冲的作用。
UO3 UO1 UO2 U’O3 UO2
图 8 红光、红外光复合信号分离电路 图 7 二阶低通滤波电路 Fig.7 Second-order low pass filter Fig.8 The anti-Rossi circuit of red and infrared Compound signal
1.5 1.2 0.9 0.6 0.3 0 600 700 800 900 波长/nm 1000 吸 光 系 数 氧合血红蛋白 还原血红蛋白
在T3时刻 Q1、Q4截止，Q2、Q3导通，红外二极管D2发 光。在T2和T4时刻，由于Q1、Q2、Q3、Q4均截止，D1 和D2都不发光。实现了测试光源按红光-熄灭-红外光熄灭的顺序周期性工作。
图 4 测试光源驱动电路 Fig.4 The driving circuit of testing source
rled-ctrl1 rled-ctrl2 irled-ctrl1 irled-ctrl2 T1 T2 T3 T4
图 2 氧合血红蛋白和还原血红蛋白吸收光谱曲线
3、硬件电路设计及其工作原理
1 ≈ 1 . 586 Q
其中选取C1=C2=C=0.1μ，则 R10=R11= 67.8 KΩ 路幅频特性最好，所以
A up = 3 −
因为当 Q=0.707 时，压控电压源二阶低通滤波电 (11)
UO3(U’O3) UO4(U’O4)
又因为
A up R = 1 + 9 = 1 . 586 R8
(12)
2
动脉血氧饱和度是指在全部血液容量中，氧和血 红蛋白的含量占全部可结合氧含量的百分比[2]，即
S=
ε HbO
λ1
2
− ε Hb
λ1
R−
ε Hb λ ε HbO
λ1
2
1
− ε Hb
λ1
(7)
*
科技部国际科技合作项目(2008DFR10530)资助。
根据血液氧合血红蛋白 （HbO2） 和还原血红蛋白 （Hb）在红光和近红外光区的吸收光谱曲线可知，在 波长 650nm附近处，两种血红蛋白的吸光系数相差最 大；在波长 805nm附近，氧合血红蛋白的吸光系数近 似等于还原血红蛋白的吸光系数，并且在波长 850nm-950nm的范围内，两物质吸光系数曲线近似重 合，如图 2 所示[4]。综合考虑实验条件等因素，在实 验中选择波长分别为 660nm和 940nm的两种发光二极 管作为测试发光光源。
2
放大一定倍数。并且只有在UACΛ1和UACΛ2放大相同倍
和次级低通滤波电路，分别获得了血氧交流信号和直 流信号；设计了反相电路，方便了数据采集和 AD 转 换；设计了双路同相比例放大电路，同倍数放大微弱 的血氧交流信号，提高了测试数据的计算精确度。运 用移动平均法对采集到得血氧交流信号进行消噪处 理，有效的提高了测试数据的准确度。
I DC − I AC = I 0 e − ε 0 C 0 L e
− ( ε HbO 2 C HbO 2 + ε Hb C Hb )( L + Δ L )
2、动脉血氧饱和度测量原理
无创动脉血氧饱和度测试仪就是根据动脉血液对 光吸收量随人体脉搏波动而变化的规律设计的。由于 动脉血管搏动，动脉血液对光的吸收量呈脉动变化， ；当心脏收缩时血容量 称为脉动分量（即交流量△I） 最多，光吸收量也最大，测量到的光强度最小；而心 脏舒张时血容量最小，光吸收量最小，测量到得光强 度最大。而静脉血、肌肉、骨骼和皮肤等其他组织对 光的吸收被认为是恒定不变的（即直流量 I） ，如图 1 所示。
U O 1 = − i BT • R 7
人体动脉血氧饱和度监测仪电路框图如图 3 所 示， 由 DSP 时序信号控制光源驱动电路和信号分离电 路，同步发送、接收测试信号；通过低通滤波电路消 除杂散光干扰，利用次级低通滤波电路和高通滤波电 路分别获得计算血氧饱和度需要的血氧直流信号和交 流信号；为方便数据采集处理，提高测试精度，设计 了直流信号反相电路和交流信号同相放大电路。 3.1 光源驱动电路 本测试仪测试光源驱动电路如图 4 所示，其中 RLED-CTRL1 、 RLED-CTRL2 、 IRLED-CTRL1 和 IRLED-CTRL2 为DSP控制时序信号端。 由DSP产生频 率为 200Hz的时序控制信号（如图 5 所示） ，驱动红色 发光二极管D1 和红外发光二极管D2 交替发光。在T1 时刻Q1、Q4导通，Q2、Q3截止，红色二极管D1 发光。
血氧饱和度数据显示
图 5 DSP 时序控制信号 Fig.5 DSP sequence control signal
3.2 光电转换、I/V 转换与放大电路
光源驱 动电路 测试光源 手指 光电池 UO1
交流信 号同相 放大 电路
信号处理
时序 信号
AD 转换 DSP 低通滤波电路 与反相电路 信号分 离电路 低通滤 波电路
S=
C HbO 2 C HbO 2 + C Hb
× 100 %
（1）
当以一个特定波长光照射测试部位时，按照 Lambert-Beer定律，且血液对光的吸收程度主要与血 红蛋白含量有关[3]。通过测试部位后的光强为：
I DC = I 0 e − ε 0 C 0 L • e
−ε
HbO 2
C HbO
2
L
• e − ε Hb C Hb L (2)
(8)
3.3 初级二阶低通滤波电路 光电池接收到的红光、红外光信号中混有各种杂
散光干扰信号，由于人体脉搏信号的主要频率范围为 0.1Hz-10Hz 。因此可以使用截止频率为 20Hz的低通 滤波电路最大限度的消除 50Hz工频干扰及其他的高 。由于 频干扰信号，提取出血氧复合信号（UDC+UAC） 有源滤波器具有开环增益高、频率调节范围宽、频率 稳定度和精度好等特点，因此本监测仪使用压控电压 源二阶低通滤波电路（如图 7 所示） 。
其中，I0为入射光强，ε0、C0和L分别为非脉动 成份的人体组织和静脉血的总吸光系数、光吸收物质 浓度和光路径长度；εHbO2、CHbO2分别为动脉血液中 的吸光系数和光吸收物质浓度； 氧合血红蛋白 （HbO2）
εHb、CHb分别为动脉血液中还原血红蛋白（Hb）的吸
光系数和光吸收物质浓度。 入射光路径长度L会随动脉血管的舒张和收缩发 生变化，假设当入射光路径长度变化△L时，透射光 强变化量为IAC，则：
并根据二阶低通滤波的同相、反相输入端外接电 阻应当基本对称的原则，即
R 10 R8 R9 = R8 + R9
图 9 二阶高通滤波电路 Fig.9 Second-order high pass filter
(13)
其中， 截止频率fc=1/2πRC=0.1Hz， 取C3=C4=1μF， 则R14=R15=R=1.6MΩ。与二阶低通滤波电路同理，当 Q=0.707 时， 电路幅频特性最好， 经计算得R12=4.3MΩ， R13= 2.5MΩ。 3.6 交流信号同相放大电路
1、引言
动脉血氧饱和度是判断人体循环和呼吸系统是否 出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标[1]。由于 心脏呈周期性收缩和舒张， 使得血液脉动的流过肺部， 血液中一定含量的还原血红蛋白（Hb）与肺泡中的氧 ，然后这些氧被运 气结合成为氧合血红蛋白（HbO2） 载到全身的毛细血管，并且把氧释放出来，供给细胞 组织的代谢。目前，血氧饱和度的测量方法可分为有 创测量和无创测量。由于有创测量检测结果缺乏时效 性，易对病患造成痛苦，且操作方法较为繁琐。因此 逐渐被具有连续、及时、安全等特点的无创检测所代 替。
将式（12）和式（13）联立可求得R8=183.5 KΩ， R9= 107.5 KΩ。 3.4 红光、红外光复合信号分离电路 通过二阶低通滤波电路后，输出的血氧信号为红 光和红外光的复合信号。由式（7）可知，在血氧饱和 红光交流信号 度计算中分别需要红光直流信号UDCΛ1、 红外光直流信号UDCΛ2和红外光交流信号UACΛ2， UACΛ1、 因此本测试仪设计了红光和红外光信号分离电路，如 图 8 所示。 信号分离元件采用四双向模拟开关CD4066 （U2） ，当CNTL为高电平时，开关导通，输出信号即 为输入信号。当CNTL为低电平时，开关截止。因此， 由DSP时序信号（图 5）控制四个选通端CNTL。在T1 时刻，开关U2B导通，输出红光信号（UDCΛ1+ UACΛ1） ； 在T3时刻，开关U2C导通，输出红外光信号（UDC + ；在T2和T4时刻，输出信号为零。实现了红光 UAC ）
一种人体无创动脉血氧饱和度检测电路设计 *
王永青 张志鹏 王洪瑞 刘秀玲
（河北大学电子信息工程学院，河北保定市 071002） 摘要：根据动脉血液的光吸收量随脉搏波动变化的规律设计出一种人体无创脉搏血氧饱和度测试仪电路。利用 DSP 时序信 号控制光源驱动电路和信号分离电路， 实现信号同步发送和分离接收； 采用压控电压源二阶低通滤波器消除杂散光的高频干 扰；使用信号分离电路、高通滤波电路和次级低通滤波电路，分别提取出血氧直流信号和交流信号，并对其分别使用反相电 路和交流信号放大电路，有助于 AD 采集，提高测试精确度。利用移动平均法对采集到的血氧交流信号进行消噪处理，提高 了测试数据的准确度。 关键词：动脉血氧饱和度; 无创; 检测; 血氧复合信号; 移动平均算法
Λ2 Λ2
UO5(U’O5)
UOቤተ መጻሕፍቲ ባይዱ(U’O4)
图 10 交流信号同相放大电路 Fig.10 The amplifying circuit of ac signals
经过高通滤波后的血氧信号脉动分量远小于恒定 量，即UAC<<UDC，为方便数据处理，提高计算精度， 需对高通滤波后的红光、 红外光脉动信号UACΛ1和UACΛ
iBT
高通滤 波电路
I/V、 放大 电路
图 6 光电转换及 I/V 转换、放大电路 Fig.6 photoelectric and I/V conversion and
图 3 动脉血氧饱和度监测仪电路框图 Fig.3 The circuit block diagram of arterial oxygen saturation monitor
λ2
S + ε Hb
λ2
(1 − S )]Δ L (C HbO 2 + C Hb ) (5)
若选择波长为λ2的入射光线， 使εHbO2λ2=εHbλ2， 并令 R = I
λ1
AC
/ I DC / I DC
λ1 λ2
图 1 人体组织对光的吸收强度曲线
I AC
λ2
，则动脉血氧饱和度SaO2为：
ε Hb λ
amplifying circuit 光电转换与I/V转换电路如图 6 所示， 本测试仪采 用硅光电池作为光电转换元件，由于硅光电池的光谱 响应范围为 400nm-1100nm[5]，峰值波长在 850nm附 近，与波长为 850nm和 940nm的两种光源匹配。将光 电池与输入阻抗等效为 0 的I/V变换器相连， 使硅光电 池处于准短路状态，以保证入射光强与输出电流成线 性关系。 本测试仪采用反相输入型I/V转换电路， 将光 电池检测到的电流信号转换为电压信号。 据图 1 可知， 光电池采集到的脉搏血氧信号为反相信号，因此反相 比 例 放大 电路 可 将血 氧信 号 转化 为正 相 信号 。取 R7=100KΩ,则
输 出 光 强 度 Imax I DC Imin IAC
(3)
若使用两种波长为λ1和λ2的光束分别照射测试 部位，则可推导出：
I AC I DC
I AC I DC
λ1 λ1
λ2 λ2
λ λ = [ε HbO2 1 S + ε Hb 1 (1 − S )]ΔL(C HbO2 + C Hb ) (4)
= [ε HbO 2
其中，截止频率
fc = 1 = 20 Hz 2π RC
3.5 二阶高通滤波电路 (9) 根据式（7）可知，在计算动脉血氧饱和度时，分 别需要脉搏血氧信号中的直流分量 UAC 和交流分量 UDC。因此，本测试仪采用了压控电压源二阶高通滤 (10) 波电路消除直流分量（如图 9 所示） ，截止频率设为 0.1Hz。 高通滤波电路的输出信号即为脉搏血氧信号的 交流分量UACΛ1和UACΛ2。
和红外光信号的分离，并且分离后的红光、红外光时 序信号与光源驱动时序信号相对应。在信号分离电路 之后设计电压跟随器U3，提高输入阻抗，降低输出阻 抗，以减少微弱血氧信号在后续电路中的衰减，并可 起到隔离缓冲的作用。
UO3 UO1 UO2 U’O3 UO2
图 8 红光、红外光复合信号分离电路 图 7 二阶低通滤波电路 Fig.7 Second-order low pass filter Fig.8 The anti-Rossi circuit of red and infrared Compound signal
1.5 1.2 0.9 0.6 0.3 0 600 700 800 900 波长/nm 1000 吸 光 系 数 氧合血红蛋白 还原血红蛋白
在T3时刻 Q1、Q4截止，Q2、Q3导通，红外二极管D2发 光。在T2和T4时刻，由于Q1、Q2、Q3、Q4均截止，D1 和D2都不发光。实现了测试光源按红光-熄灭-红外光熄灭的顺序周期性工作。
图 4 测试光源驱动电路 Fig.4 The driving circuit of testing source
rled-ctrl1 rled-ctrl2 irled-ctrl1 irled-ctrl2 T1 T2 T3 T4
图 2 氧合血红蛋白和还原血红蛋白吸收光谱曲线
3、硬件电路设计及其工作原理
1 ≈ 1 . 586 Q
其中选取C1=C2=C=0.1μ，则 R10=R11= 67.8 KΩ 路幅频特性最好，所以
A up = 3 −
因为当 Q=0.707 时，压控电压源二阶低通滤波电 (11)
UO3(U’O3) UO4(U’O4)
又因为
A up R = 1 + 9 = 1 . 586 R8
(12)
2
动脉血氧饱和度是指在全部血液容量中，氧和血 红蛋白的含量占全部可结合氧含量的百分比[2]，即
S=
ε HbO
λ1
2
− ε Hb
λ1
R−
ε Hb λ ε HbO
λ1
2
1
− ε Hb
λ1
(7)
*
科技部国际科技合作项目(2008DFR10530)资助。
根据血液氧合血红蛋白 （HbO2） 和还原血红蛋白 （Hb）在红光和近红外光区的吸收光谱曲线可知，在 波长 650nm附近处，两种血红蛋白的吸光系数相差最 大；在波长 805nm附近，氧合血红蛋白的吸光系数近 似等于还原血红蛋白的吸光系数，并且在波长 850nm-950nm的范围内，两物质吸光系数曲线近似重 合，如图 2 所示[4]。综合考虑实验条件等因素，在实 验中选择波长分别为 660nm和 940nm的两种发光二极 管作为测试发光光源。
2
放大一定倍数。并且只有在UACΛ1和UACΛ2放大相同倍
和次级低通滤波电路，分别获得了血氧交流信号和直 流信号；设计了反相电路，方便了数据采集和 AD 转 换；设计了双路同相比例放大电路，同倍数放大微弱 的血氧交流信号，提高了测试数据的计算精确度。运 用移动平均法对采集到得血氧交流信号进行消噪处 理，有效的提高了测试数据的准确度。
I DC − I AC = I 0 e − ε 0 C 0 L e
− ( ε HbO 2 C HbO 2 + ε Hb C Hb )( L + Δ L )
2、动脉血氧饱和度测量原理
无创动脉血氧饱和度测试仪就是根据动脉血液对 光吸收量随人体脉搏波动而变化的规律设计的。由于 动脉血管搏动，动脉血液对光的吸收量呈脉动变化， ；当心脏收缩时血容量 称为脉动分量（即交流量△I） 最多，光吸收量也最大，测量到的光强度最小；而心 脏舒张时血容量最小，光吸收量最小，测量到得光强 度最大。而静脉血、肌肉、骨骼和皮肤等其他组织对 光的吸收被认为是恒定不变的（即直流量 I） ，如图 1 所示。
U O 1 = − i BT • R 7
人体动脉血氧饱和度监测仪电路框图如图 3 所 示， 由 DSP 时序信号控制光源驱动电路和信号分离电 路，同步发送、接收测试信号；通过低通滤波电路消 除杂散光干扰，利用次级低通滤波电路和高通滤波电 路分别获得计算血氧饱和度需要的血氧直流信号和交 流信号；为方便数据采集处理，提高测试精度，设计 了直流信号反相电路和交流信号同相放大电路。 3.1 光源驱动电路 本测试仪测试光源驱动电路如图 4 所示，其中 RLED-CTRL1 、 RLED-CTRL2 、 IRLED-CTRL1 和 IRLED-CTRL2 为DSP控制时序信号端。 由DSP产生频 率为 200Hz的时序控制信号（如图 5 所示） ，驱动红色 发光二极管D1 和红外发光二极管D2 交替发光。在T1 时刻Q1、Q4导通，Q2、Q3截止，红色二极管D1 发光。
血氧饱和度数据显示
图 5 DSP 时序控制信号 Fig.5 DSP sequence control signal
3.2 光电转换、I/V 转换与放大电路
光源驱 动电路 测试光源 手指 光电池 UO1
交流信 号同相 放大 电路
信号处理
时序 信号
AD 转换 DSP 低通滤波电路 与反相电路 信号分 离电路 低通滤 波电路
S=
C HbO 2 C HbO 2 + C Hb
× 100 %
（1）
当以一个特定波长光照射测试部位时，按照 Lambert-Beer定律，且血液对光的吸收程度主要与血 红蛋白含量有关[3]。通过测试部位后的光强为：
I DC = I 0 e − ε 0 C 0 L • e
−ε
HbO 2
C HbO
2
L
• e − ε Hb C Hb L (2)
(8)
3.3 初级二阶低通滤波电路 光电池接收到的红光、红外光信号中混有各种杂
散光干扰信号，由于人体脉搏信号的主要频率范围为 0.1Hz-10Hz 。因此可以使用截止频率为 20Hz的低通 滤波电路最大限度的消除 50Hz工频干扰及其他的高 。由于 频干扰信号，提取出血氧复合信号（UDC+UAC） 有源滤波器具有开环增益高、频率调节范围宽、频率 稳定度和精度好等特点，因此本监测仪使用压控电压 源二阶低通滤波电路（如图 7 所示） 。
其中，I0为入射光强，ε0、C0和L分别为非脉动 成份的人体组织和静脉血的总吸光系数、光吸收物质 浓度和光路径长度；εHbO2、CHbO2分别为动脉血液中 的吸光系数和光吸收物质浓度； 氧合血红蛋白 （HbO2）
εHb、CHb分别为动脉血液中还原血红蛋白（Hb）的吸
光系数和光吸收物质浓度。 入射光路径长度L会随动脉血管的舒张和收缩发 生变化，假设当入射光路径长度变化△L时，透射光 强变化量为IAC，则：
并根据二阶低通滤波的同相、反相输入端外接电 阻应当基本对称的原则，即
R 10 R8 R9 = R8 + R9
图 9 二阶高通滤波电路 Fig.9 Second-order high pass filter
(13)
其中， 截止频率fc=1/2πRC=0.1Hz， 取C3=C4=1μF， 则R14=R15=R=1.6MΩ。与二阶低通滤波电路同理，当 Q=0.707 时， 电路幅频特性最好， 经计算得R12=4.3MΩ， R13= 2.5MΩ。 3.6 交流信号同相放大电路
1、引言
动脉血氧饱和度是判断人体循环和呼吸系统是否 出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标[1]。由于 心脏呈周期性收缩和舒张， 使得血液脉动的流过肺部， 血液中一定含量的还原血红蛋白（Hb）与肺泡中的氧 ，然后这些氧被运 气结合成为氧合血红蛋白（HbO2） 载到全身的毛细血管，并且把氧释放出来，供给细胞 组织的代谢。目前，血氧饱和度的测量方法可分为有 创测量和无创测量。由于有创测量检测结果缺乏时效 性，易对病患造成痛苦，且操作方法较为繁琐。因此 逐渐被具有连续、及时、安全等特点的无创检测所代 替。
将式（12）和式（13）联立可求得R8=183.5 KΩ， R9= 107.5 KΩ。 3.4 红光、红外光复合信号分离电路 通过二阶低通滤波电路后，输出的血氧信号为红 光和红外光的复合信号。由式（7）可知，在血氧饱和 红光交流信号 度计算中分别需要红光直流信号UDCΛ1、 红外光直流信号UDCΛ2和红外光交流信号UACΛ2， UACΛ1、 因此本测试仪设计了红光和红外光信号分离电路，如 图 8 所示。 信号分离元件采用四双向模拟开关CD4066 （U2） ，当CNTL为高电平时，开关导通，输出信号即 为输入信号。当CNTL为低电平时，开关截止。因此， 由DSP时序信号（图 5）控制四个选通端CNTL。在T1 时刻，开关U2B导通，输出红光信号（UDCΛ1+ UACΛ1） ； 在T3时刻，开关U2C导通，输出红外光信号（UDC + ；在T2和T4时刻，输出信号为零。实现了红光 UAC ）
一种人体无创动脉血氧饱和度检测电路设计 *
王永青 张志鹏 王洪瑞 刘秀玲
（河北大学电子信息工程学院，河北保定市 071002） 摘要：根据动脉血液的光吸收量随脉搏波动变化的规律设计出一种人体无创脉搏血氧饱和度测试仪电路。利用 DSP 时序信 号控制光源驱动电路和信号分离电路， 实现信号同步发送和分离接收； 采用压控电压源二阶低通滤波器消除杂散光的高频干 扰；使用信号分离电路、高通滤波电路和次级低通滤波电路，分别提取出血氧直流信号和交流信号，并对其分别使用反相电 路和交流信号放大电路，有助于 AD 采集，提高测试精确度。利用移动平均法对采集到的血氧交流信号进行消噪处理，提高 了测试数据的准确度。 关键词：动脉血氧饱和度; 无创; 检测; 血氧复合信号; 移动平均算法
Λ2 Λ2
UO5(U’O5)
UOቤተ መጻሕፍቲ ባይዱ(U’O4)
图 10 交流信号同相放大电路 Fig.10 The amplifying circuit of ac signals
经过高通滤波后的血氧信号脉动分量远小于恒定 量，即UAC<<UDC，为方便数据处理，提高计算精度， 需对高通滤波后的红光、 红外光脉动信号UACΛ1和UACΛ
iBT
高通滤 波电路
I/V、 放大 电路
图 6 光电转换及 I/V 转换、放大电路 Fig.6 photoelectric and I/V conversion and
图 3 动脉血氧饱和度监测仪电路框图 Fig.3 The circuit block diagram of arterial oxygen saturation monitor
λ2
S + ε Hb
λ2
(1 − S )]Δ L (C HbO 2 + C Hb ) (5)
若选择波长为λ2的入射光线， 使εHbO2λ2=εHbλ2， 并令 R = I
λ1
AC
/ I DC / I DC
λ1 λ2
图 1 人体组织对光的吸收强度曲线
I AC
λ2
，则动脉血氧饱和度SaO2为：
ε Hb λ
amplifying circuit 光电转换与I/V转换电路如图 6 所示， 本测试仪采 用硅光电池作为光电转换元件，由于硅光电池的光谱 响应范围为 400nm-1100nm[5]，峰值波长在 850nm附 近，与波长为 850nm和 940nm的两种光源匹配。将光 电池与输入阻抗等效为 0 的I/V变换器相连， 使硅光电 池处于准短路状态，以保证入射光强与输出电流成线 性关系。 本测试仪采用反相输入型I/V转换电路， 将光 电池检测到的电流信号转换为电压信号。 据图 1 可知， 光电池采集到的脉搏血氧信号为反相信号，因此反相 比 例 放大 电路 可 将血 氧信 号 转化 为正 相 信号 。取 R7=100KΩ,则
输 出 光 强 度 Imax I DC Imin IAC
(3)
若使用两种波长为λ1和λ2的光束分别照射测试 部位，则可推导出：
I AC I DC
I AC I DC
λ1 λ1
λ2 λ2
λ λ = [ε HbO2 1 S + ε Hb 1 (1 − S )]ΔL(C HbO2 + C Hb ) (4)
= [ε HbO 2
其中，截止频率
fc = 1 = 20 Hz 2π RC
3.5 二阶高通滤波电路 (9) 根据式（7）可知，在计算动脉血氧饱和度时，分 别需要脉搏血氧信号中的直流分量 UAC 和交流分量 UDC。因此，本测试仪采用了压控电压源二阶高通滤 (10) 波电路消除直流分量（如图 9 所示） ，截止频率设为 0.1Hz。 高通滤波电路的输出信号即为脉搏血氧信号的 交流分量UACΛ1和UACΛ2。