CN103142237B - 一种高效血氧饱和度检测电路 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种高效血氧饱和度检测电路，第一带通滤波器依次连接第一双向对数放大器和第一差频器，输出波长为R的第一光电容积脉搏波；第二带通滤波器依次连接第二双向对数放大器和第二差频器，输出波长为IR的第二光电容积脉搏波；第一光电容积脉搏波和第二光电容积脉搏波输入控制器，控制器进行采集和运算，输出血氧饱和度。通过采用运算放大器构成的双向对数放大器和差频器作为高效血氧饱和度检测电路，该电路简单、灵敏度高、工艺性好、容易集成，大幅度降低了运算量且提高了血氧饱和度检测精度，降低了成本；通过修改电阻和电容的值可以很容易改变差频器的增益，通过对运算放大器型号的选择可以对光电容积脉搏波进行放大处理，满足了实际应用中的多种需要。

Description

一种高效血氧饱和度检测电路

技术领域

本发明涉及电子技术领域，特别涉及一种高效血氧饱和度检测电路。

背景技术

传统的基于光电容积脉搏波的血氧饱和度测量方法，通常采用专门的红光和红外光二极管以及光电传感器来获取光电容积脉搏波，进而通过光谱来得到血氧饱和度。

发明人在实现本发明的过程中，发现现有技术中至少存在以下缺点和不足：

上述操作的过程中，对器件参数和测量条件均有较严格的要求，计算复杂且占用大量CPU机时，增加了测量成本，限制了实际应用中的范围，且获取到的血氧饱和度精度不高。

发明内容

本发明提供了一种高效血氧饱和度检测电路，该电路降低了测量的成本，实现了可以实时、方便和快捷地对血氧饱和度进行测量，详见下文描述：

一种高效血氧饱和度检测电路，包括：第一电阻、第二电阻和光敏二极管，

所述第一电阻的一端输入第一正弦信号，所述第一电阻的另一端分别接第一发光二极管的阴极和第一差频器，所述第一发光二极管的阳极接电源；所述第二电阻的一端输入第二正弦信号，所述第二电阻的另一端分别接第二发光二极管的阴极和第二差频器，所述第二发光二极管的阳极接所述电源；

所述光敏二极管的阴极接地，阳极分别接第三电阻和第一运算放大器的负极性端，所述第一运算放大器的正极性端接地；所述第三电阻的另一端接所述第一运算放大器的输出端，所述第一运算放大器的输出端分别接第一带通滤波器和第二带通滤波器；

所述第一带通滤波器依次连接第一双向对数放大器和第一差频器，输出波长为R的第一光电容积脉搏波；所述第二带通滤波器依次连接第二双向对数放大器和第二差频器，输出波长为IR的第二光电容积脉搏波；

所述第一光电容积脉搏波和所述第二光电容积脉搏波输入控制器，所述控制器进行采集和运算，输出血氧饱和度。

双向对数放大器包括：第四电阻，所述第四电阻的一端输入第一信号源，所述第四电阻的另一端分别接第一二极管的阳极、第二二极管的阴极和第二运算放大器的负极性输入端；所述第二运算放大器的正极性输入端接地；所述第一二极管的阴极和所述第二二极管阳极同时接所述第二运算放大器的输出端，输出调制信号。

所述第一信号源具体为中心频率为F1的调制信号或中心频率为F2的调制信号。

差频器包括：第五电阻和第六电阻，

所述第五电阻的一端输入第二信号源，所述第五电阻的另一端接第三二极管的阳极，所述第三二极管的阴极接第七电阻的一端，所述第七电阻的另一端接第三运算放大器的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；所述第七电阻并联连接电容；

所述第六电阻的一端输入第三信号源，所述第六电阻的另一端接第四二极管的阴极，所述第四二极管的阳极接所述第三运算放大器的负极性输入端；所述第三运算放大器的正极性输入端接地；

所述第三二极管的阳极接所述第四二极管阴极，所述第三二极管的阴极接所述第四二极管阳极。

差频器包括：第五电阻和第六电阻，

所述第五电阻的一端输入第二信号源，所述第五电阻的另一端分别接第三二极管的阳极和第四二极管的阴极，所述第三二极管的阴极和所述第四二极管阳极同时接第三运算放大器的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；所述第三二极管并联电容；

所述第六电阻的一端输入第三信号源，所述第六电阻的另一端分别接所述第三二极管的阳极、所述第四二极管的阴极和所述第三运算放大器的负极性输入端；所述第三运算放大器的正极性输入端接地。

差频器包括：第五电阻和第六电阻，

所述第五电阻的一端输入第二信号源，所述第五电阻的另一端接第七电阻的一端，所述第七电阻的另一端接第三运算放大器的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；

所述第六电阻的一端输入第三信号源，所述第六电阻的另一端分别接所述第七电阻的一端和所述第三运算放大器的负极性输入端；所述第三运算放大器的正极性输入端接地。

差频器包括：第五电阻和第六电阻，

所述第五电阻的一端输入第二信号源，所述第六电阻的一端输入第三信号源，所述第五电阻的另一端和所述第六电阻的另一端接第三运算放大器的正极性输入端；所述第三运算放大器的负极性输入端同时接第七电阻和第八电阻的一端；所述第七电阻的另一端接地；所述第八电阻的另一端接所述第三运算放大器的输出端V₀，输出光电容积脉搏波。

差频器包括：第五电阻和第六电阻，

所述第五电阻的一端输入第二信号源，所述第六电阻的一端输入第三信号源，所述第五电阻的另一端和所述第六电阻的另一端接第三运算放大器的正极性输入端；所述第三运算放大器的负极性输入端接输出端V₀，输出光电容积脉搏波。

所述第二信号源具体为：第一调制信号或第二调制信号；所述第三信号源具体为：第一正弦信号或第二正弦信号。

所述第二信号源具体为：第一正弦信号或第二正弦信号；所述第三信号源具体为：第一调制信号或第二调制信号。

本发明提供的技术方案的有益效果是：通过采用运算放大器构成的双向对数放大器和差频器作为高效血氧饱和度检测电路，该电路简单、灵敏度高、工艺性好、容易集成，且提高了血氧饱和度的检测精度，降低了成本；且通过修改电阻和电容的值可以很容易改变差频器的增益，通过对运算放大器型号的选择可以对光电容积脉搏波进行放大处理，满足了实际应用中的多种需要。

附图说明

图1为本发明提供的一种高效血氧饱和度检测电路的结构示意图；

图2为本发明提供的双向对数放大器电路原理图；

图3为本发明提供的差频器的电路原理图；

图4为图3的戴维南等效电路原理图；

图5为图3的另一等效电路原理图；

图6为本发明提供的另一差频器电路原理图；

图7为本发明提供的另一差频器电路原理图；

图8为本发明提供的另一差频器电路原理图；

图9为本发明提供的另一差频器电路原理图。

附图中，各标号所代表的部件列表如下：

1：第一带通滤波器；          2：第二带通滤波器；

3：第一双向对数放大器；      4：第二双向对数放大器；

5：第一差频器；              6：第二差频器；

7：控制器；                  V_F1：第一正弦信号；

V_F2：第二正弦信号；           LED_R：第一发光二极管；

LED_IR：第二发光二极管；       Vcc：电源；

R₁：第一电阻；                R₂：第二电阻；

R₃：第三电阻；                R₄：第四电阻；

R₅：第五电阻；                R₆：第六电阻；

R₇：第七电阻；                A₁：第一运算放大器；

A₂：第二运算放大器；          A₃：第三运算放大器；

C：电容；                     D₀：光敏二极管；

D₁：第一二极管；              D₂：第二二极管；

D₃：第三二极管；              D₄：第四二极管；

V₁：第一信号源；              V₂：第二信号源；

V₃：第三信号源；              V₀：输出端。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，兹例举以下实施例，并配合附图详细说明如下：

为了降低测量的成本，实现可以实时、方便和快捷地进行测量，且获取到较高精度的血氧饱和度，本发明实施例提出了一种高效血氧饱和度检测电路，详见下文描述：

实施例1

参见图1，一种高效血氧饱和度检测电路，包括：第一电阻R₁、第二电阻R₂和光敏二极管D₀，

第一电阻R₁的一端输入第一正弦信号V_F1，第一电阻R₁的另一端分别接第一发光二极管LED_R的阴极和第一差频器5，第一发光二极管LED_R的阳极接电源Vcc;第二电阻R₂的一端输入第二正弦信号V_F2，第二电阻R₂的另一端分别接第二发光二极管LED_IR的阴极和第二差频器6，第二发光二极管LED_IR的阳极接电源Vcc;

光敏二极管D₀的阴极接地，阳极分别接第三电阻R₃和第一运算放大器A₁的负极性端，第一运算放大器A₁的正极性端接地；第三电阻R₃的另一端接第一运算放大器A₁的输出端，第一运算放大器A₁的输出端分别接第一带通滤波器1和第二带通滤波器2；

第一带通滤波器1依次连接第一双向对数放大器3和第一差频器5，输出波长为R的第一光电容积脉搏波；第二带通滤波器2依次连接第二双向对数放大器4和第二差频器6，输出波长为IR的第二光电容积脉搏波；

第一光电容积脉搏波和第二光电容积脉搏波输入控制器7，控制器7进行采集和运算，输出血氧饱和度。

下面详细的描述该检测电路的工作原理：

实际应用时，需要保证第一正弦信号V_F1和第二正弦信V_F2的频率不同，即两个不同频率F1和F2的第一正弦信号V_F1和第二正弦信号V_F2分别经过第一电阻R₁和第二电阻R₂驱动第一发光二极管LED_R和第二发光二级管LED_IR，光敏二极管D0接收到第一发光二极管LED_R和第二发光二级管LED_IR发出的两个频率F1和F2的光信号而输出光电流I_D0。

第一运算放大器A₁和第三电阻R₃之间组成跨阻放大器，输出电压V_A1＝I_D0R₃。电压V_A1输入到第一带通滤波器1得到中心频率为F1的调制信号，再经过第一双向对数放大器3得到幅值取对数后中心频率为F1的第一调制信号，由第一差频器5对第一调制信号和第一正弦信号V_F1进行差频得到波长为R的第一光电容积脉搏波。同理，由第二差频器6对第二调制信号和第二正弦信号V_F2进行差频得到波长为IR的第二光电容积脉搏波。

控制器7对第一光电容积脉搏波和第二光电容积脉搏波进行采集和运算，可以得到血氧饱和度的值，其过程为：通过光电容积脉搏波获取谷值和峰值；对谷值和峰值进行计算得到吸光度差值或吸光度比值，通过吸光度差值或吸光度比值获取光谱值，即血氧饱和度值。该操作过程为本领域技术人员所公知，本发明实施例在此不做赘述。

其中，参见图2，该双向对数放大器包括：第四电阻R₄，

第四电阻R₄的一端输入第一信号源V₁，第四电阻R₄的另一端分别接第一二极管D₁的阳极、第二二极管D₂的阴极和第二运算放大器A₂的负极性输入端；第二运算放大器A₂的正极性输入端接地；第一二极管D₁的阴极和第二二极管D₂阳极同时接第二运算放大器A₂的输出端，输出调制信号。

即，第一二极管D₁和第二二极管D₂之间组成反并联电路。第一信号源V₁具体为中心频率为F1的调制信号或中心频率为F2的调制信号。

下面结合图2详细描述该双向对数放大器的工作原理，详见下文描述：

由于二极管的伏安特性为

$I_D=I_S(e^{\frac{V_D}{V_S}}-1)---\left(1\right)$

其中：I_S为PN结的反向饱和电流；V_S为温度电压当量，在温度为300K（摄氏温度27°C）时约为26mV；V_D为导通电压。

当V_D>>V_S时，因此（1）式可以改写为

$I_D=I_S{e}^{\frac{V_D}{V_S}}---\left(2\right)$

由于

$I_1=\frac{V_1}{R_4}=I_D---\left(3\right)$

即 $\frac{V_1}{R_4}=I_S{e}^{\frac{V_D}{V_S}}---\left(4\right)$

由于D1和D2反向并联，只考虑电路输出的绝对值，则

$V_O=V_D=V_S\ln \frac{1}{I_S}\frac{V_1}{R_4}---\left(5\right)$

取R₄＝R，有

$V_O=V_S\ln \frac{1}{I_{S}R}+V_S\ln V_1---\left(6\right)$

由（6）式可见，电路为对数放大器。

实际应用时，可以通过修改第四电阻R₄的阻值来改变整个双向对数放大器的增益，通过对第二运算放大器A₂型号的选择可以对第一双向对数放大器3输出的第一调制信号（即幅值取对数后中心频率为F1的调制信号）、第二双向对数放大器4输出的第二调制信号（即幅值取对数后中心频率为F2的调制信号）进行放大处理，满足了实际应用中的多种需要。

其中，参见图3，该差频器包括：第五电阻R₅和第六电阻R₆，

第五电阻R₅的一端输入第二信号源V₂，第五电阻R₅的另一端接第三二极管D₃的阳极，第三二极管D₃的阴极接第七电阻R₇的一端，第七电阻R₇的另一端接第三运算放大器A₃的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；第七电阻R₇并联连接电容C；

第六电阻R₆的一端输入第三信号源V₃，第六电阻R₆的另一端接第四二极管D₄的阴极，第四二极管D₄的阳极接第三运算放大器A₃的负极性输入端；第三运算放大器A₃的正极性输入端接地；

第三二极管D₃的阳极接第四二极管D₄阴极，第三二极管D₃的阴极接第四二极管D₄阳极。

即，第三二极管D₃和第四二极管D4之间组成反并联电路。

下面结合图3和图4详细描述该差频器的工作原理，详见下文描述：

图3中提供的差频器通过采用戴维南定律等效为图4中的电路。由于二极管的伏安特性为

$I_D=I_S(e^{\frac{V_D}{V_S}}-1)---\left(7\right)$

其中：I_S为PN结的反向饱和电流；V_S为温度电压当量，在温度为300K（摄氏温度27°C）时约为26mV；V_D为导通电压。

当V_D>>V_S时，因此（7）式可以改写为

$I_D=I_S{e}^{\frac{V_D}{V_S}}---\left(8\right)$

因此，二极管在V_D较小时呈现强烈的非线性电阻特性，以非线性电阻R_D替代两支反向并联二极管，即第一二极管D₃和第二二极管D₄。可以将图3的原理图进一步等效成为图5所示的电路。

取R₅＝R₆＝R并令其足够小，也即R₅＝R/2<<R_D时：

$V_i=\frac{1}{2}(V_2+V_3)=V_D---\left(9\right)$

$V_O=-R_7{I}_D=-R_7{I}_S{e}^{\frac{V_D}{V_S}}---\left(10\right)$

或， $V_O=-R_7{I}_S{e}^{\frac{V_2+V_3}{{2V}_S}}---\left(11\right)$

由（11）式可见，该差频器电路为指数放大器，e^X的麦克劳林级数：

$e^x=1+\frac{x}{1!}+\frac{x^2}{2!}+\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;\frac{x^n}{n!}+\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;---\left(12\right)$

通过（11）和（12）式，并只考虑其二次项，得到：

$V_O^{,}=-R_7{I}_S\frac{1}{2!}{\left(\frac{V_2+V_3}{{2V}_S}\right)}^2---\left(13\right)$

在V₂=V_1msinω₁t和V₃=V_2msinω₂t时，（13）式可以改写成：

$V_O^{,}=-R_7{I}_S\frac{1}{2!}{\left(\frac{V_{1m}\sin {\mathrm{\&omega;}}_{1}t+V_{2m}\sin {\mathrm{\&omega;}}_{2}t}{{2V}_S}\right)}^2---\left(14\right)$

令

$K=-R_7{I}_S\frac{1}{2!}{\left(\frac{1}{{2V}_S}\right)}^2$

并将（14）式展开，且只考虑其交叉项：

V”_O＝2KV_1msinω₁t·V_2msinω₂t    （15）

利用积化和差公式可将（15）式改写为

V”_O＝2KV_1mV_2m（sin（ω₁+ω₂）t+sin（ω₁-ω₂）t）    （16）

当ω₁和ω₂为相近的高频信号，也即（ω₁-ω₂）<<（ω₁+ω₂），通过合理地设置第七电阻R₇和电容C的数值，可以滤除和频（ω₁+ω₂）信号而保留差频（ω₁-ω₂）信号，则有：

V″′_O＝2KV_1mV_2msin（ω₁-ω₂）t）    （17）

即通过（17）式可以获取到差频信号，该差频信号可以用在超声设备或无线电中，满足了实际应用中的多种需要。由此可见，该差频器实现了差频功能。

实际应用时，可以通过修改第七电阻R₇的阻值来改变整个差频器的增益。通过对第三运算放大器A₃型号的选择可以对第一光电容积脉搏波和第二光电容积脉搏波进行放大，满足了实际应用中的多种需要；且由于只采用二极管、电阻、电容和运算放大器等元器件，避免了信号源之间的组合频率的干扰，因此获取到的光电容积脉搏波精度较高，具有本质上的稳定性。

实施例2

该实施例与实施例1的区别仅在于差频器的具体结构，参见图6，该差频器包括：第五电阻R₅和第六电阻R₆，

第五电阻R₅的一端输入第二信号源V₂，第五电阻R₅的另一端分别接第三二极管D₃的阳极和第四二极管D₄的阴极，第三二极管D₃的阴极和第四二极管D₄阳极同时接第三运算放大器A₃的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；第三二极管D₃并联电容C；

第六电阻R₆的一端输入第三信号源V₃，第六电阻R₆的另一端分别接第三二极管D₃的阳极、第四二极管D₄的阴极和第三运算放大器A₃的负极性输入端；第三运算放大器A₃的正极性输入端接地。

即，第三二极管D₃和第四二极管D₄之间组成反并联电路。

下面结合图6详细描述该差频器的工作原理，详见下文描述：

由于二极管的伏安特性为

$I_D=I_S(e^{\frac{V_D}{V_S}}-1)---\left(18\right)$

其中：I_S为PN结的反向饱和电流；V_S为温度电压当量，在温度为300K（摄氏温度27°C）时约为26mV；V_D为导通电压。

当V_D>>V_S时，因此（18）式可以改写为

$I_D=I_S{e}^{\frac{V_D}{V_S}}---\left(19\right)$

暂不考虑电容C的作用，由于

$I_I=\frac{V_2}{R_5}+\frac{V_3}{R_6}=I_D---\left(20\right)$

即 $\frac{V_2}{R_5}+\frac{V_3}{R_6}=I_S{e}^{\frac{V_D}{V_S}}---\left(21\right)$

由于D1和D2反向并联，只考虑电路输出的绝对值，则

$V_O=V_D=V_S\ln \frac{1}{I_S}(\frac{V_2}{R_5}+\frac{V_3}{R_6})---\left(22\right)$

取R₅＝R₆＝R，有

$V_O=V_S\ln \frac{1}{I_{S}R}+V_S\ln (V_2+V_3)---\left(23\right)$

由（23）式可见，电路为对数放大器。对数lnx可以展开为级数：

$\ln x={\ln x}_0+\frac{1}{x_0}\frac{(x-x_0)}{1!}-\frac{1}{x_0^2}\frac{(x-x_0{)}^2}{2!}+\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;{\left(\ln x_0\right)}^{\left(n\right)}\frac{{(x-x_0)}^n}{n!}+\&CenterDot;\&CenterDot;\&CenterDot;---\left(24\right)$

通过（23）和（24）式，并只考虑其二次项，且把二次项所有系数记为K：

V’_O=K（V₂+V₃）²    （25）

在V₂=V_1msinω₁t和V₃=V_2msinω₂t时，（25）式可以改写成：

V’_O=K（V_1msinω₁t+V_2msinω₂t）²    （26）

将（26）式展开，并只考虑其交叉项：

V”_O=2KV_1msinω₁t·V_2msinω₂t    （27）

利用积化和差公式可将（27）式改写为

V”_O=2KV_1mV_2m（sin（ω₁+ω₂）t+sin（ω₁-ω₂）t）    （28）

当ω₁和ω₂为相近的高频信号，也即（ω₁-ω₂）<<（ω₁+ω₂），通过合理地设置第一电阻R₅、第二电阻R₆和电容C的数值，可以滤除和频（ω₁+ω₂）信号而保留差频（ω₁-ω₂）信号，则有：

V″_O′=2KV_1mV_2msin（ω₁-ω₂）t）    （29）

即通过（29）式可以获取到差频信号，该低频信号可以用在超声设备或无线电中，满足了实际应用中的多种需要。由此可见，该差频器实现了差频功能。

实际应用时，可以通过修改第五电阻R₅和第六电阻R₆的阻值来改变整个差频器的增益，通过对第三运算放大器A₃型号的选择可以对第一光电容积脉搏波和第二光电容积脉搏波进行放大处理，满足了实际应用中的多种需要；且由于只采用二极管、电阻、电容和运算放大器等元器件，避免了信号源之间的组合频率的干扰，因此获取到的光电容积脉搏波的精度较高，具有本质上的稳定性。

实施例3

该实施例与实施例1的区别仅在于差频器的具体结构，参见图7，该差频器包括：包括：第五电阻R₅和第六电阻R₆，

第五电阻R₅的一端输入第二信号源V₂，第五电阻R₅的另一端接第七电阻R₇的一端，第七电阻R₇的另一端接第三运算放大器A₃的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；

第六电阻R₆的一端输入第三信号源V₃，第六电阻R₆的另一端分别接第七电阻R₇的一端和第三运算放大器A₃的负极性输入端；第三运算放大器A₃的正极性输入端接地。

通过对图7的分析可知该差频器为反相运算放大器型的差频器。

差频信号电压 $V_O=-K(\frac{R_7{V}_2}{R_5}+\frac{R_7{V}_3}{R_6})$

其中：K为运算放大器A的压摆率确定的系数，对明显低于压摆率的差频信号K≈1。

实施例4

该实施例与实施例1的区别仅在于差频器的具体结构，参见图8，该差频器包括：第五电阻R₅和第六电阻R₆，

第五电阻R₅的一端输入第二信号源V₂，第六电阻R₆的一端输入第三信号源V₃，第五电阻R₅的另一端和第六电阻R₆的另一端接第三运算放大器A₃的正极性输入端；第三运算放大器A₃的负极性输入端同时接第七电阻R₇和第八电阻R₈的一端；第七电阻R₇的另一端接地；第八电阻R₈的另一端接第三运算放大器A₃的输出端V₀，输出光电容积脉搏波。

通过对图8的分析可知该差频器为同相运算放大器型的差频器。

差频信号电压 $V_O=K\frac{R_7+R_8}{R_7}\frac{R_6{V}_2+R_5{V}_3}{R_5+R_6}$

其中：K为运算放大器A的压摆率确定的系数，对明显低于压摆率的差频信号K≈1。

实施例5

该实施例与实施例1的区别仅在于差频器的具体结构，参见图9，该差频器包括：第五电阻R₅和第六电阻R₆，

第五电阻R₅的一端输入第二信号源V₂，第六电阻R₆的一端输入第三信号源V₃，第五电阻R₅的另一端和第六电阻R₆的另一端接第三运算放大器A₃的正极性输入端；第三运算放大器A₃的负极性输入端接输出端V₀，输出光电容积脉搏波。

通过对图9的分析可知该差频器为跟随器型运算放大器的差频器。

差频信号电压 $V_O=K\frac{R_6{V}_2+R_5{V}_3}{R_5+R_6}$

其中：K为运算放大器A的压摆率确定的系数，对明显低于压摆率的差频信号K≈1。

上述实施例1至5中的第二信号源V₂具体为：第一调制信号或第二调制信号；第三信号源V₃具体为：第一正弦信号V_F1或第二正弦信V_F2，或，

第二信号源V₂具体为：第一正弦信号V_F1或第二正弦信V_F2；第三信号源V₃具体为：第一调制信号或第二调制信号。

具体实现时，本发明实施例对上述实施例1-5中的元器件的型号不做限制，只要能完成上述功能的元器件均可。

本领域技术人员可以理解附图只是一个优选实施例的示意图，上述本发明实施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。

以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，包括：第一电阻(R₁)、第二电阻(R₂)和光敏二极管(D₀)，

所述第一电阻(R₁)的一端输入第一正弦信号(V_F1)，所述第一电阻(R₁)的另一端分别接第一发光二极管(LED_R)的阴极和第一差频器(5)，所述第一发光二极管(LED_R)的阳极接电源(Vcc)；所述第二电阻(R₂)的一端输入第二正弦信号(V_F2)，所述第二电阻(R₂)的另一端分别接第二发光二极管(LED_IR)的阴极和第二差频器(6)，所述第二发光二极管(LED_IR)的阳极接所述电源(Vcc)；

所述光敏二极管(D₀)的阴极接地，阳极分别接第三电阻(R₃)和第一运算放大器(A₁)的负极性端，所述第一运算放大器(A₁)的正极性端接地；所述第三电阻(R₃)的另一端接所述第一运算放大器(A₁)的输出端，所述第一运算放大器(A₁)的输出端分别接第一带通滤波器(1)和第二带通滤波器(2)；

所述第一带通滤波器(1)依次连接第一双向对数放大器(3)和第一差频器(5)，输出波长为R的第一光电容积脉搏波；所述第二带通滤波器(2)依次连接第二双向对数放大器(4)和第二差频器(6)，输出波长为IR的第二光电容积脉搏波；

所述第一光电容积脉搏波和所述第二光电容积脉搏波输入控制器(7)，所述控制器(7)进行采集和运算，输出血氧饱和度。

2.根据权利要求1所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，第一双向对数放大器(3)和第二双向对数放大器(4)均包括：第四电阻(R₄)，

所述第四电阻(R₄)的一端输入第一信号源(V₁)，所述第四电阻(R₄)的另一端分别接第一二极管(D₁)的阳极、第二二极管(D₂)的阴极和第二运算放大器(A₂)的负极性输入端；所述第二运算放大器(A₂)的正极性输入端接地；所述第一二极管(D₁)的阴极和所述第二二极管(D₂)阳极同时接所述第二运算放大器(A₂)的输出端，输出调制信号。

3.根据权利要求2所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，所述第一信号源(V₁)具体为中心频率为F1的调制信号或中心频率为F2的调制信号。

4.根据权利要求1所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，第一差频器(5)和第二差频器(6)均包括：第五电阻(R₅)和第六电阻(R₆)，

所述第五电阻(R₅)的一端输入第二信号源(V₂)，所述第五电阻(R₅)的另一端接第三二极管(D₃)的阳极，所述第三二极管(D₃)的阴极接第七电阻(R₇)的一端，所述第七电阻(R₇)的另一端接第三运算放大器(A₃)的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；所述第七电阻(R₇)并联连接电容(C)；

所述第六电阻(R₆)的一端输入第三信号源(V₃)，所述第六电阻(R₆)的另一端接第四二极管(D₄)的阴极，所述第四二极管(D₄)的阳极接所述第三运算放大器(A₃)的负极性输入端；所述第三运算放大器(A₃)的正极性输入端接地；

所述第三二极管(D₃)的阳极接所述第四二极管(D₄)阴极，所述第三二极管(D₃)的阴极接所述第四二极管(D₄)阳极。

5.根据权利要求1所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，第一差频器(5)和第二差频器(6)均包括：第五电阻(R₅)和第六电阻(R₆)，

所述第五电阻(R₅)的一端输入第二信号源(V₂)，所述第五电阻(R₅)的另一端分别接第三二极管(D₃)的阳极和第四二极管(D₄)的阴极，所述第三二极管(D₃)的阴极和所述第四二极管(D₄)阳极同时接第三运算放大器(A₃)的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；所述第三二极管(D₃)并联电容(C)；

所述第六电阻(R₆)的一端输入第三信号源(V₃)，所述第六电阻(R₆)的另一端分别接所述第三二极管(D₃)的阳极、所述第四二极管(D₄)的阴极和所述第三运算放大器(A₃)的负极性输入端；所述第三运算放大器(A₃)的正极性输入端接地。

6.根据权利要求1所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，第一差频器(5)和第二差频器(6)均包括：第五电阻(R₅)和第六电阻(R₆)，

所述第五电阻(R₅)的一端输入第二信号源(V₂)，所述第五电阻(R₅)的另一端接第七电阻(R₇)的一端，所述第七电阻(R₇)的另一端接第三运算放大器(A₃)的输出端V₀，输出光电容积脉搏波；

所述第六电阻(R₆)的一端输入第三信号源(V₃)，所述第六电阻(R₆)的另一端分别接所述第七电阻(R₇)的一端和所述第三运算放大器(A₃)的负极性输入端；所述第三运算放大器(A₃)的正极性输入端接地。

7.根据权利要求1所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，第一差频器(5)和第二差频器(6)均包括：第五电阻(R₅)和第六电阻(R₆)，

所述第五电阻(R₅)的一端输入第二信号源(V₂)，所述第六电阻(R₆)的一端输入第三信号源(V₃)，所述第五电阻(R₅)的另一端和所述第六电阻(R₆)的另一端接第三运算放大器(A₃)的正极性输入端；所述第三运算放大器(A₃)的负极性输入端同时接第七电阻(R₇)和第八电阻(R₈)的一端；所述第七电阻(R₇)的另一端接地；所述第八电阻(R₈)的另一端接所述第三运算放大器(A₃)的输出端V₀，输出光电容积脉搏波。

8.根据权利要求1所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，第一差频器(5)和第二差频器(6)均包括：第五电阻(R₅)和第六电阻(R₆)，

所述第五电阻(R₅)的一端输入第二信号源(V₂)，所述第六电阻(R₆)的一端输入第三信号源(V₃)，所述第五电阻(R₅)的另一端和所述第六电阻(R₆)的另一端接第三运算放大器(A₃)的正极性输入端；所述第三运算放大器(A₃)的负极性输入端接输出端V₀，输出光电容积脉搏波。

9.根据权利要求4至8中任一权利要求所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，

所述第二信号源(V₂)具体为：第一调制信号或第二调制信号；所述第三信号源(V₃)具体为：第一正弦信号(V_F1)或第二正弦信号(V_F2)。

10.根据权利要求4至8中任一权利要求所述的一种高效血氧饱和度检测电路，其特征在于，

所述第二信号源(V₂)具体为：第一正弦信号(V_F1)或第二正弦信号(V_F2)；所述第三信号源(V₃)具体为：第一调制信号或第二调制信号。