313 单片机多生理参数监护仪的设计

目 录
中文摘要 (1)
ABSTRACT (2)
第一章 绪论................................ (1)
1.1 各生信号的意义 (1)
1.1.1 心电图 (1)
1.1.2 血压 (2)
1.1.3 脉率 (3)
1.1.4 脉搏血氧饱和度............................................ .. (4)
1.2 生理参数监护技术的发展 (5)
1.2.1 心电监护仪器的发展 (5)
1.2.2 无创血压测量技术的发展...................................... .. (5)
1.2.3 脉搏血氧饱和度测量技术的发展 (7)
1.2.4 多生理信号监护仪的发展 (8)
1.3 本课题的设计内容及意义............................................................... . (9)
第二章 生理参数检测电路 (10)
2.1 心电信号检测 (10)
2.2 血压信号检测.................................................... .. (12)
2.3 脉搏血氧信号检测 (15)
2.3.1 脉搏SO2 测量的基本原理 (15)
2.3.2 脉搏血氧信号检测电路................................ (19)
2.4 基于ADµC84×的高分辨率检测电路 (24)
2.4.1 过采样技术提高系统信噪比 (25)
2.4.2 量化噪声成形技术提高系统信噪比 (25)
2.4.3 数字抽取滤波 (26)
第三章 四生理参数的处理 (28)
3.1 平滑滤波在心电模块中的应用···························································· ··28
3.2 数学形态滤波在血压模块中的应用 (28)
3.2.1 数学形态滤波的原理、定义及作用 (29)
3.2.2 数学形态滤波算法的应用 (30)
3.3 血压模块中的测定算法.......... . (30)
3.3.1 平均压的确定算法 (30)
1
3.3.2 收缩压和舒张压的确定算法 (32)
3.3.3 脉率的计算.................. (34)
第四章 系统硬件设计 (35)
4.1 系统总体设计 (35)
4.2 系统硬件设计 (36)
4.2.1 核心微处理器ADµC84× (36)
4.2.2 液晶LCD模块.................................................................. .. (37)
4.2.3 按键 (40)
4.2.4 单片机接口 (41)
第五章 系统软件设计.......................................... .. (42)
5.1 系统软件整体结构 (42)
5.2 硬件程序驱动程序 (43)
5.2.1 液晶LCD驱动程序.............. (43)
5.2.2 按键驱动程序 (44)
5.3 主控模块及功能模块 (44)
5.3.1 主控程序....... (44)
5.3.2 脉搏血氧模块程序设计 (44)
5.3.3 心电采集模块 (46)
5.3.4 主控模块与血压测量模块的I 2 C通讯 (46)
第六章 课题总结与展望 (50)
致谢................................................................................................. .. (51)
参考文献 (52)
英文技术资料及中文翻译 (53)
2
摘 要
心电、血压、脉搏和血氧等生理参数是人体最重要、最基本的生命指征。

对这些参数的监测有 助于医务工作者在野外、家庭急救及监护中对有生命危险的伤病员进行及时有效的救治，因此在临 床中具有广泛的需求。

现有的监测仪器多数体积较大，智能化程度不高，难以应用在野外及家庭等 急救场合。

本文应用最新的电子技术特别是最新的单片机技术的，设计出一种智能化、便携式、低 功耗的四生理参数监护仪。

该监护仪可以在临时急救场合实时、连续、长时间地监测病人心电、血 压、脉搏、血氧等生理参数。

为了准确检测出生理信号，本文结合以往生理信号采集电路的经验，针对心电、血压、脉搏血 氧信号各自的特点，分别设计了生理信号检测模块：在心电模块中采用了具有共模驱动的新型前置 放大电路；在血压模块中采用了测振法；在血氧模块中采用了光电容积脉搏波描记法(PPG)。

所有的 监测模块都是基于ADµC84×系列单片机的24位A/DC，保证了采样的精度和可靠性。

在临时急救场合，外部环境和噪声以及伤病员的无意识活动对信号值的计算非常不利。

因此， 在血压模块中，本文首次采用数学形态滤波的方法去除信号中的袖带压力和高频干扰；在脉搏血氧 模块中，首次采用基于“动态光谱”的算法，消除个体差异和测量条件对检测光谱的影响；在心电 模块中，采用了平滑滤波去除工频干扰。

实验结果验证了以上信号处理方法的有效性。

另外，针对 血压模块中平均压、收缩压和舒张压的计算，本文采用了抛物线测定法和归一化比例判据。

并采用 累加平均法计算脉率，结果准确、有效，降低了随机情况带来的误差。

本系统整体采用模块化的设计方式，分工明确，结构清晰，易于日后的修改、优化和维护。

本 文采用ADµC84×系列单片机作为信号采集模块和主控模块的核心微处理器，其片内集成有高精度的 Σ-△型A/DC和强大的模拟部分，并具有先进的片内数字外设，使得整个系统功能强大、结构简单、 功耗低、抗干扰能力强。

关键词：Σ-△型A/DC 测振法 光电容积脉搏波描记法 数学形态滤波 模块化
1
ABSTRACT
The electrocardiogram(ECG)、blood pressure(BP)、sphygmus and blood oxygen
)are the most fundamental bio—indicators of human beings．It’ saturation(S0
2
S helpful for doctors to measure these biology signals in the first—aid outside the hospital．However,most of the existing monitor systems are inconvenient to be carried and controlled．Therefore，an intelligentized，portable，low dissipation multi—parameters monitor system is presented in this paper． Based on the experience of biology signal acquisition circuit，this system
is designed according to the respective characteristics of ECG、BP and S0
2 signals．The system has three modules：pre-amplifier based on common mode driving technique is applied in ECG module；the Oscillometric method is used in BP module；
module．All the modules are based Photo Plethysmo Graphy(PPG) is applied in S0
2
on ADµC84×which has 24-bits Σ-ΔA/DC．
Since the signal detected are vulnerable to the environment noise and patient’s movement，several signal processing methods are employed this paper： morphology operators is used for the first time to remove the power line interference and baseline excursion in BP module；the dynamic spectroscopy is applied firstly to remove the influence of individual discrepancy and measuring condition in the S02 module；the smoothness method is used to remove power line interference in ECG acquisition．The results ofexperiments verify the validity of these methods．Moreover，we applied two new methods in BP module：parabola mensuration and unitary proportion criterion．And accumulative average method is used to calculate the pulsation，to reduce the stochastic error． Designed on modularization technique,the system is divided into several modules with specific function and clear frame，facilitating its modification， optimization and maintenance in the future．ADµC84× as the core MCU of the system，its strong analog and digital function make the monitor simple but powerful，and reliable．
KEY WORDS: Σ- △ A/DC ， Oscillometric method ， Photo Plethysmo Graphy,mathematical morphology,modularize
2
第 1 页 共 62 页
第一章
绪 论
1.1 各生理信号的意义
心电、血压、脉率、血氧等是人体的基本生命指征，通过连续或间断地监测患者这 些生理参数，医护人员能够及时、准确地判定患者的病症变化，以便及时采取有效的治 疗方案和救治措施。

这对于保证急症患者、重症患者、危重病人、手术患者的生命安全 具有十分重要的作用，这类患者的重要生理参数的短时间不良变化都可能危及患者生 命，一旦这些重要生理参数发生不良变化，往往表明患者己进入十分危急状态，需要紧 急救助。

为了及时发现问题，就需要对这类患者的这些参数进行监测。

1.1.1 心电图
心脏是人体的重要器官，是血液循环的动力装置，每时每刻按着一定的速率和节律 跳动，它的状况好坏直接关系着人们的身体健康。

心脏每次跳动之前，首先产生电激动， 电激动始于窦房结，并沿心脏的特殊传导系统下传，先后兴奋心房和心室，使心脏收缩 执行泵血功能。

这种先后有序的电兴奋的传播，可经人体组织传到体表，产生一系列的 电位改变，并被记录下来用于反应心脏活动，这就是心电图。

图1-1 典型的心电图各波、段及间期的名称
随着心脏的搏动，心电图上出现一组特征性的波形(P，QRS，T及U)，这些波形对应 着心脏的基本电活动。

图1-1所示是一个正常状况下的典型的完整心电波形。

心电图的 各个波、段和间期都有其特殊的生理意义，可作为临床分析心脏疾病的重要参考资料：
1、P波，最早出现，幅度最小，是代表心房肌除极过程的电位变化。

其起点表示窦
房结的激动已到达心房，使心房开始除极；其重点表示两心房全部除极完毕。

因窦房结 的激动先传导到右心房，后传导到左心房，故P波的前半部代表右心房的激动，后半郝 代表左心房的激动。

2、P-R间期，是从P波起点到QRS波群起点的时间间隔，反映心房除极开始到心室除 极开始的间隔时间，正常为O.12～O.20秒，若P-R间期延长，则表示房室传导受阻。

3、QRS综合波，是心电图中幅度最大的波群，反映心室除极的全过程，QRS综合波 鲋形状以及激动在心室内传播的途径与束支的分布有关。

由于心塞各部的肌肉厚度不 一，故QRS综合波反映的是几个除极过程所产生的电位变化的综合情况，因此称为QRS综 合波。

其持续时间的正常值约为O.06～O.16秒。

4、S-T段指QRS综合波终点到T波起点的一段，表示心室除极结束至复极开始的一段 时间。

正常人S-T段光滑，凹面向上，在心率缓慢时，S-T段呈水平直线，但大多数情况 S-T段与T波相连不易分开。

5、T波，QRS综合波后向上或向下的一个圆钝波，代表心室肌复极时的电位变化。

复极的电位一般比除极电位低，因此复极过程慢，所占时间也比较长。

6、Q-T间期，QRS综合波起点到T波终点，是心室开始除极到复极全部完成所需的时 间，正常值为O.32～0.44秒。

7、U波，在T波之后约O.02～0.04S出现，一般较宽而低。

危、急重病人ECG监测，是对心脏节律监测最有效的手段。

通过监测，可发现心脏 节律异常，各种心律紊乱，如房性、室性旱搏，心肌供血情况、电解质紊乱等。

1.1.2 血压
血压是反映人体循环系统机能的重要生理参数脚，心脏的泵血功能、心律、周围血 管的阻力和大动脉的弹性、全身的血容量及血液的物理状态等因素都反映在血压的指标 中。

血压是指血液在血管内流动时，对血管壁产生的单位面积侧压。

由于血管分动脉、 毛细血管和静脉，所以，也就有动脉血压、毛细血管压和静脉压。

通常说的血压是指动 脉血压，一般指主动脉压，通常测上臂的肱动脉压以代表主动脉压。

在心脏的每一次收缩与舒张过程中，血流对血管壁的压力电随之变化，分别以收缩 压和舒张压表示。

当心室收缩向动脉泵血时，血压升高，其最高值为收缩压。

心室舒张 时，血压降低，其最低值为舒张压。

正常人在运动和情绪激动时血压会有一定限度的升 高。

一般来讲收缩压高低主要与心输出量多少有关，运动时心输出量增加，收缩压升高。

舒张压则主要与血流阻力，特别与小动脉口径有关。

如果小动脉收缩，口径缩小，血流 阻力就加大，则舒张压升高。

正常情况下成人的收缩压为90～130mmHg，舒张压为60～ 90mmHg，脉压差为30～40mmHg，平均压为舒张压+1/3(收缩压一舒张压)：血压过低或过 高都是疾病的征象。

第 2 页 共 62 页
循环系统内足够的血液充盈和心脏射血是形成动脉血压的基本因素。

动脉系统的外 周阻力，也是形成动脉血压的基本因素。

左心室每次收缩所射出的血液，由于有外周阻 力和大动脉管壁较大的可扩张性在心缩期内大约只有l/3流至动脉系统以后的部分，其 余约2/3被暂时贮存在主动脉和大动脉内，使主动脉和大动脉进一步扩张。

这样，心室 收缩时释放的能量有一部分以势弹性势能形式贮存在主动脉管壁中。

心室舒张时，被扩 张的弹性贮器血管管壁发生弹性回缩，推动血液继续向前推进，同时也使主动脉压在心 舒期仍能维持较高的水平，可见，由于血管的弹性贮器作用，使左心室的间断射血变为 动脉内的连续血流，而且还使每个心动周期中动脉血压的变动幅度远小于左心室内压的 变动幅度。

影响动脉血压的因素：
(1)心脏每搏输出量：每搏输出量增大、收缩期动脉血压越高。

在一般情况下，收 缩压的高低主要反映心脏每搏输出量的多少。

(2)心率：如果心率加快，每搏输出量和外周阻力都不变，脉压减小。

．相反，心率 减慢时，脉压增大。

(3)外周阻力：在一般情况下，舒张压的高低主要反映外周阻力的大小。

如果心输 出量不变而外周阻力变大，舒张压开高。

反之，舒张压降低。

(4)主动脉和大动脉的弹性贮器作用：大动脉的弹性贮器作用减弱，脉压增大。

(5)循环血量和血管系统容量的比例：循环血量和血管系统容量相适应，才能使血 管系统足够地充盈，产生一定的体循环平均充盈压。

动脉血压是估计心血管功能的最常用方法，与心排除量和外周血管阻力有直接关 系，及时和准确的监测动脉血压，对于了解病情、指导心血管疾病的治疗和保障危重病 人的安全具有重要的意义。

1.1.3 脉率
脉率为每分钟心脏有效搏动产生脉搏的次数。

正常情况下，由于心脏的跳动使全身各处动脉管壁产生有节律的博动，这种搏动被 称为脉搏。

正常脉搏次数与心跳次数相一致，而且节律均匀、间隔相等。

脉搏的次数了 般随年龄的增长而减慢，婴儿每分钟可达130～150次，儿童为110～120次，成人为60～ 100次，老年入可慢至55～75次。

正常人在运动后、饭后、饮酒后、精神紧张及兴奋时 均可使脉搏呈一时性增快，但很快可恢复正常水后、饮酒后、精神紧张及兴奋时均可使 脉搏呈一时性增快。

但很快可恢复正常水平。

长期进行体育锻炼的人或运动员的脉搏教 一般人要慢。

此外，白天人们进行各种活动，使血液循环加快，故脉搏快些；夜间睡眠 时，血液循环减慢，故脉搏慢些。

脉搏异常有以下几种表现：
（1）脉率增快：成人脉率在100次/分钟以上。

常见于发热、贫血、冠心病、甲状
第 3 页 共 62 页
腺功能亢进症等。

（2）脉率减慢：成人脉搏在60次/分钟以下。

常见于房室传导阻滞、颅内压增高等。

（3）脉率不整：即脉搏快慢不一。

多见于心脏疾病（如心房纤颤等）。

（4）脉微欲绝：即脉搏十分微弱。

见大出血、病情危重时。

（5）交替脉：为一种节律正常而交替出现的一强一弱的脉搏，这是心脏的收缩按 一强一弱交替出现的结果。

它的出现常表示有心肌损害，可见于高血压性心脏病和冠状 动脉硬化性心脏病。

此外，高热患者体温每升高1℃，脉搏可增加10次左右。

如体温很高，脉搏却不快 或增快很少，当注意检查是否患了伤寒病。

一般情况下，脉率与心率一致，但在前期收缩、心房纤维颤动时。

有时由于心搏排 出量过少，使周围血管不能出现脉搏，则脉率少于心率，称为脉搏短绌（绌脉）。

因此， 对有心律失常的病人在检查脉搏时，应同时计数一分钟心率以作对照。

1.1.4 脉搏血氧饱和度
脉搏血氧饱和度是评估人体氧气供给状况的重要指标。

氧是人体进行新陈代谢的关键物质，是正常生命活动中不可或缺的重要物质。

因此 氧气的供给缺乏是对人体的一种劣性刺激，直接影响到正常的新陈代谢，最终会导致机 体的心、脑等主要器官氧气供能不足而死亡。

缺氧是许多疾病所共有的一个基本病理过 程，例如休克、呼吸功能不全、心功能不全、贫血等，都可以引起缺氧。

轻度的缺氧会 产生头疼头晕、心悸心慌等心脑疲劳不适，如果缺氧症状不能及时消除，将会引起器官 功能退化，使健康受到威胁。

缺氧对机体损害的严重性，不完全决定于缺氧程度，更主 要的是决定于缺氧的速度和持续时间。

另外，组织供氧程度，决定于血液中的氧含量和 供给组织的血流量。

设计证明，脉搏血氧饱和度(Oxyhemoglobin saturation by pulse oximetry，Sp0
2
)直接反映血液中血氧浓度，可用于监控人体氧供应状态。

血液中的氧是通过与还原血红蛋白(Hb)结合后形成氧合血红蛋白(HbO
2
)而被输送到
全身组织中。

血氧饱和度表示血液中氧合血红蛋白的比例，即Hb0
2/(Hb0
2
+Hb)，监测血
氧饱和度，为早期发现病人有无低氧血症提供了有价值的信息。

一般认为Sp0
2
值正常应
不低于94％，在94％以下为供氧不足，有学者将SP0
2
<90％定为低氧血症的标准。

Sp0
2
是呼吸循环的重要生理参数。

许多呼吸系统的疾病会引起人体血液中血氧浓度 的减少，严重的会威胁人的生命，因此在临床救护中，对危重病人的血氧浓度监测是不 可缺少的。

1.2 生理参数监护技术的发展
第 4 页 共 62 页
1.2.1 心电监护仪器的发展
在18世纪，人们己经认识到人体由于肌肉收缩会产生电现象，而最早能够记录下心 电信号的是在19世纪。

1887年，Waller用Lippman所制作的毛细管静电计记录到了体表 心电图。

而在1903年，Einthoven开创了心电信号记录的新纪元。

他将弦线电流计用于 心电的采集，得到了灵敏度高、有足够高的频晌，真实的心电波形，获得了很好的效果。

他的方法沿用至今。

到现在心电监测仪器已经过了一百多年的发展历程，其技术逐渐地趋于完善。

二十 世纪30年代，弦线式心电图仪才逐渐被电子管和晶体管放大式心电图机所代替，但后者 均比较笨重，故障率高，很快被淘汰。

自从二十世纪六十年代初期以来，已经进行了靠 计算机来完成心电图波形的测量以及随后的分析处理的设计。

80年代初美国Marquette 公司首先推出数字化心电图仪，从此心电图进入了数字化、自动化、网络化管理的新时 代。

心电监护是指对被监护者进行持续或间断的心电监测，及时了解病人的心脏状况， 以便在发生严重的心脏异常情况时，及时采取有效的治疗或急救措施，它是心脏监护的 重点，已广泛应用到临床。

心电监护仪器主要用于测量心电数据，显示及记录并对超出设定范围的参数提出警 示。

目前现有的心电监护系统有的不是实时监护，有可能造成治疗的延误；有的虽然是 实时但体积较大，不易操作，只能采用市电供电，且病人不能移动，因此，仅适用于医 院内，不适用于野外、家庭等急救场合。

1.2.2 无创血压测量技术的发展
血压的检测分为无创血压检测和有创血压检测。

有创法测量值准确，并能跟踪动脉 血压的瞬时变化，但测量时必须经皮将导管放入血管内，一般限于危重病人或开腔手术 病人。

无创法与有创法相比测量精度较低，但简便无创，是临床上普遍采用的血压测量 方法。

自1862年生理学家W.Harrey创立了循环理论之后的几百年来，人们一直在寻找一种 既方便可行又准确可靠的血压测量方法，但迄今为止，各种方法各有缺陷，均不尽人意。

1773年英国牧师S.Hales就在马身上测到了血压，而人体动脉血压的直接测量是从1856 年才被临床接受。

人体血压的无创测量始于1875年，到1896年Riva-Rocci发明了气袖式 血压计和1905年Korotkof证明了柯氏音，奠定了柯氏音听诊测量方法之后，无创血压测 量才在临床上得到了广泛的接受和应用。

在柯氏音法的应用历史过程中，人们很早就发现血压测量时气袖中的压力除随放气 而下降外还存在一个震荡，我们现在称其为脉搏波，这个震荡的幅度有一定的规律性。

1890年Roy并Adami提出这个震荡开始时对应的气袖压力是收缩压，当震荡达到最大时对
第 5 页 共 62 页
应的气袖压力是舒张压。

1897年Hill和Bamard提出当震荡幅度达到最大时，对应的气袖 压力是平均压。

1903年Erlanger为气袖放气过程中震荡振幅突然增加时的气袖压力对应 的是收缩压，而振幅最大后的最低点则对应了舒张压。

1969年Posey和1977年Geddes通 过测振法和直接法的对照，证实当脉搏波振幅达到最大时，气袖压力与动脉平均压密切 相关，这一结论通过动物实验得出，认为最大振动波所对应的动脉外最小阻断压力可反 映动脉平均压。

这一结论己从对测量物理过程的分析及与有创方法的对比试验中都得到 了证实。

目前，人体血压的无创测量方法常用的有：人工柯氏音法、电子柯氏音法和测振法。

人工柯氏音法通过袖带加压和听脉搏音来测量血压，优点是测量简单，缺点是不同的人 可能测出不同的结果，有时差别较大，误差主要由不同医生的听力、分辨力、反应时间 不同，放气速度不同造成的，而且外界的其他声音振动也会造成医生判断失误，当病人 动脉血流声音频率低于人听阈时，无法测量。

电子柯氏音是在70～80年代发展起来的一 种电予测量血压的方法，基本原理是把柯氏音法用电子技术完成：也就是袖带加气、放 气由气泵完成，听脉搏音用电子拾音器完成，判断方法与人工几乎相同。

其优点是一致 性比较好，不存在不同医生间的差异。

缺点仍然是易受外界声音的干扰，而且不同人脉 搏的强弱也造成测量结果的误差。

电子测振法是90年代发展起来的比较先进的血压测量方法。

其基本原理是测量放气 过程中的脉搏波动，经过计算机对波幅进行分析，计算出平均压、收缩压、舒张压和脉 率等参数。

其主要优点是：1.测振法是无创血压测量中唯一能测量动脉平均压的方法；
2.测振法不受外界噪音的影响， 可以在较嘈杂的环境中使用；
3.儿童和严重低血压患者， 动脉血流声音低，也可由测振法测量。

其缺点是人振动袖带和气管时及人运动时，会影 响测量值：低压测量受放气速度的影响。

由于测振法不依赖于柯氏音，抗干扰能力相对较强，脉搏波频率较低，适于计算机 处理，能较可靠的测出血压，而且集成微处理器和集成压力传感器技术发展越来越快， 因此目前被广泛应用。

1.2.3 脉搏血氧饱和度测量技术的发展
氧饱和度的钡4量通常分为血气分析法和光电测量法两类。

血气分析法，就是采得 人体动脉血样，利用血气分析仪测定。

血气分析仪测量精度相当高，但价格通常十分昂 贵，分析所用时间比较长，而且血样获得需要动脉穿刺或插管，给患者带来痛苦，不宜 用于临床使用。

光电测量法，就是利用动脉氧饱和度不同透光性的差异来测量动脉氧含 量，从而实现对氧饱和度的无创、连续、动态监测，其成本相对要的低得多。

光电测量 法测量，在病人处于危险状态时，其优势更明显。

脉搏血氧测量仪是一种不需要穿透血管的情况下，连续测量人体内动脉血氧饱和度
第 6 页 共 62 页
的光电测量仪器。

脉搏血氧饱和度测量仪的发展己有很长的历史。

基于Lambert．Beer 定律的血氧饱和度测量的研制可以追溯到十九世纪。

Lambert-Beer定律描述了光的传播 与光密度的关系。

Bunsen和Kirchhoff于1860年改进分光光度计和随后不久Stokes和 Hoppe.Seyler对血色素的氧气运输功能的阐述，为血氧饱和度测量的发展铺平了道路。

1932年，Nicolai和Kramer这．两位科学家研制接近于现今使用的脉搏血氧饱和度 测量仪。

1935年，Matthes研制了第一个双波长的耳部血氧测量探头。

这种设备可以实 现脉搏血氧饱和度的测量。

但这种设备测量缓慢，需要频繁地校准，需要大量的辅助设 备，并且不能有效的区分动脉和静脉血流。

这种早期设备采用红光和绿光作为光源，改 进后改用红光和红外光，提高了该设备的测量精确度。

采用红光和红外光作为光源是我 们现在实现脉搏血氧饱和度测量的基础。

1942年，Millikan使用一个加温的耳部探头的脉搏血氧饱和度测量仪对飞行员在大 的重力条件下发生短时丧失知觉的现象进行设计。

Millikan将脉搏血氧饱和度测量仪装 备在飞机上。

1949年，Wood重新设计了脉搏血氧仪，给它加了一个气囊，气囊的作用是 将耳部的血液挤走以获得绝对零点来改进血氧饱和度测量的准确性。

当气囊放气时，血 液重新灌注到测量点， 这样可以得到一个零点和一个峰值， 进而计算出血氧饱和度的值。

这种设备由于光源稳定要求较高，没有应用于临床实践中。

Wood采用的这种无损伤检测 血氧饱和度的方法在50年代成为一种最佳的方法，如Water01100A型血氧计，血氧饱和 度测量范围60-100％时，精度超过土2.98％。

这种方法采用两种波长，对红外光和红光 的吸收进行测量,要求满足两个条件：①“无血条件”
，即施加约200mmHg的压力把血从 耳垂部挤走；②正常的血流，即用透照光使耳垂动脉化。

然而Elam和Coworker在经过对 受压耳朵的透射光设计后指出，即使加上200mmHg的压力，在耳轮里仍然保留着一些血。

另外， 色素的消光系数在整体血里随着血细胞数目而变化； 在血细胞数目较低的情况下， 消光系数和浓度之间的关系曲线变得非线性，以致使用此方法产生的无血组织的光吸收 与实际充血组织的光吸收量是不一样的。

也就是说，此法不能取消组织本身(如肌肉、 骨骼、皮肤等)的影响。

再者，由于每个人的组织成分不同，因此每次测量都需繁琐地 调整。

1964年，Shaw设计了一种八波长的自身调整的耳部血氧计。

如HP47201A型耳部血氧 计。

它的优点是避免了上述繁琐的调整技术，从650nm到1050nm的八个光波，提供了一 些有关耳朵组织内大量吸收物质的一些数据。

在60％以上的血氧饱和度范围内与动脉血 样测量的血氧饱和度进行比较后，相关甚好。

尽管该仪器实用、准确且宜于调整，但是 设备由于价格昂贵和体积较大，且其耳夹结构复杂，长期戴着不舒适，而且易损坏，只 在从事心肺功能设计的实验室里得到了应用。

1972年，日本人Aoyagi对传统的脉搏血氧饱和度测量仪进行了重大的改进，他采用 红光和红外光穿过测量部位中脉动的动脉血管，通过这种方式可直接计算出脉搏血氧饱。