CN1915167A - 一种光－频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种光－频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，并提供了一种实现上述方法的光－频转换式数字脉搏血氧仪。该方法采用光频率转换器LFC直接将从人体组织接收的光信号转换成其频率和透射强度成比例的电脉冲信号，由具有捕捉逻辑接口的微处理器对电脉冲信号进行定数脉冲串累积计数和捕捉计时，并进行数字信号计算，求出血氧饱和度和心率值。本发明方法能有效解决现有技术在测量LFC输出脉冲频率和周期所遇到的速度、功耗和动态范围调节的问题，可用很低的成本达到了专业级脉搏血氧仪抗干扰特性及弱灌注条件下测量精度的要求。

Description

一种光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法

技术领域

本发明涉及数字式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，特别涉及一种光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法。

背景技术

脉搏血氧仪是一种无创伤、连续监测人体动脉血氧饱和度的医学仪器，已成为医院中麻醉监测和重症监护的常规配置设备，也广泛用于医院外的各种移动监护和睡眠监护。家庭和社区医疗保健体系的发展对脉搏血氧仪的设计和制造提出了新的要求，即希望能提供低价位、高性能的佩戴式脉搏血氧仪以广泛适用于家庭和社区医疗网。

脉搏血氧仪的工作原理是根据氧合血红蛋白(HbO₂)和还原血红蛋白(Hb)对红光和近红外光具有不同的吸收光谱特性，用两束不同波长的光，如660nm的红光和940nm的近红外光照射人体手指、脚趾或耳垂等部位，由光敏元件探测透射(或反射)的光电容积脉搏波强度。这类组织都是由皮肤、血液、肌肉、骨骼等组成的混合组织，光通过这类组织形成的光电容积脉搏波的特征是在一个很大的稳定分量(或称直流分量DC)上迭加一个较小的脉动分量(亦称为交流分量AC)。其交流分量是由于血液充盈动脉引起，直流分量则是血液流过动脉的同时，由非脉动部分，即肌肉、静脉血、皮肤、骨胳等组织对光的吸收结果。通过对两束光的光电容积脉搏波的测量可以得到四个变量，即红光直流分量RD_DC、红光交流分量RD_AC、红外直流分量IR_DC和红外交流分量IR_AC。由这四个量可以算出所谓的R-R比值：

            R-R＝(RD_AC/RD_DC)/(IR_AC/IR_DC)

对于一特定发射波长配置的传感器，R-R比值和动脉血氧饱和度有一特定的函数关系。这种函数关系很难用理论公式表达出来，一般是通过临床和有创方法比对实验获得定标数据绘制出R-R比值和动脉血氧饱和度关系的定标曲线。定标曲线的数据可以用列表的方式存储在脉搏血氧仪的数字信号处理单元中。仪器在测量和计算出R-R比值后，可用查表方法求出动脉血氧饱和度值。

为了降低运动伪差和内外界干扰等因素对测量结果的影响，还可以引入具有特定波长(例如880nm)的第三束光或更多特定波长的光束，根据其数学关系求解出待测的变量和去除干扰变量的影响。

由于人体待测各部分组织及人体个体的差异，光电容积脉搏波直流分量本身的变化范围就达到100～200倍，而其上叠加的交流分量变化范围一般为直流分量的0.5％～20％。专业脉搏血氧仪的设计要求是当交流分量为直流分量的0.1％时也能较好地描记脉搏波、检出心率和计算脉搏血氧饱和度。这样，要直接从原始的光电容积脉搏波测量交直流分量对测量系统的动态范围、分辨率及信噪比都很高。

早期的模拟式脉搏血氧仪所采取的信号处理方法是用时分复用的红光和红外光脉冲信号序列照射待测组织，用电流电压转换器将光敏器件所检测到的光电流脉冲信号转换为电压脉冲信号，将时分复用的红光和红外光脉冲序列分离，然后用高阶低通滤波器分别将两路脉冲序列还原为连续的容积波信号，最后将每一路的交直流分量分离并分别调节每一路的增益以保证信号幅度满足后续模数转换器测量精度的要求。直流通道的增益调节也可以部分或全部用调节驱动光强度的方法代替。这种方法的缺点是模拟电路复杂，各模拟通道的参数匹配性要求高，所达到的性能指标也受到很大限制。

针对模拟设计的这一缺陷，人们开始尝试用高分辨率的模数转换器直接将光敏器件所检测到的光电流脉冲信号转换为数字信号，此后的过程可由数字信号处理完成。要直接将光敏器件所检测到的光电流脉冲信号转换为数字信号并满足测量精度的要求，所采用的模数转换器的分辨率至少要达到20位，最好在22位以上。目前普遍使用的Sigma-Delta∑-Δ型模数转换器虽然可满足电压分辨率的要求，但由于其在对脉冲信号采样时的延迟特性，限制了在该场合的应用。现有的数字式脉搏血氧仪仍然采用16位以上的逐次比较型模数转换器，为了去噪和提高抗干扰性能，模数转换器前的信号输入级常采用电荷积分器代替电流电压转换器。为弥补系统动态范围的不足，如中国发明专利ZL99813986.6公开的“直接数字式血氧仪和用来计算氧合值的方法”就选择了20位电荷积分型模数转换器，同时用数模转换器调节发光管的驱动电流和在模数转换器前加可控分流器的方法加大系统动态范围。这种数字化设计方案简化了硬件设计和调试，提高了系统性能，但由于所采用的高分辨率的模数转换器价格较高，故该设计方案对社区医疗和家庭保健的应用场合还缺乏成本优势。

直接数字化脉搏血氧仪设计的另一方法是用光频率转换器(LFC)直接将从人体组织接收的光信号转换成其频率和透射(或反射)光强度成比例的电脉冲信号，对电脉冲信号进行频率计数并进行数字信号处理，求出血氧饱和度和心率值。文献Jeff Bachiochi，TSL230R-Based Pulse Oximeter，CIRCUITCELLAR，Issue 173，December 2004，P26.中介绍了这种设计的实验方案。该方案采用定采样时间驱动发光二极管同时对LFC输出的脉冲进行计数，用连续采样周期的脉冲计数平均值代表直流分量，而每一采样周期脉冲计数值的变化量则代表交流分量。但目前可用的LFC的频率范围为1MHz以下，为了在有限的LFC输出脉冲条件下获得足够的对交流分量的分辨率，试验方案选用了31.25毫秒的采样时间，同时选用手动方式调节发光管驱动电流以保证在采样时间内获得适当的脉冲计数值。很显然该文献给出的仅仅是一种最初步的构想，对实际应用而言，这样长的采样时间对测量精度和功耗都是不能接受的，而动态范围的调节也必须由测量系统自动实时进行。如果采用脉冲周期测量的方法取代上述文献的频率测量方法，则要自动调节发光管的驱动电流使得对于任何厚度的组织LFC输出脉冲都具有足够的宽度以保持周期测量的精度，但要做到这一点，当在测量较薄组织时，发光管的驱动电流和脉冲光强度会调节到很小的值，这将导致信噪比的严重降低。计时分辨率越低，所要求的脉冲宽度值越大，信噪比的下降也越严重。因此，采用LFC的直接数字化脉搏血氧仪要达到能实际能应用的程度，就需要解决由于LFC转换频率限制带来的功耗、脉搏波检测灵敏度及动态范围调节等问题。

发明内容

本发明针对现有LFC的转换频率范围限制所带来的测量技术困难，提出了一种基于定数脉冲串累积计时的数字信号处理方法，该方法能有效解决前述测量LFC输出脉冲频率和周期测量所遇到的速度、功耗和动态范围调节的问题，可用很低的成本达到了专业级脉搏血氧仪抗干扰特性及弱灌注条件下测量精度的要求。

本发明的另一目的，是提供一种实现上述方法的光-频转换式数字脉搏血氧仪。

为达到以上目的，本发明是采取如下技术方案予以实现的：

一种光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，包括下述步骤：

a.在仪器上电复位后，微处理器预设一个脉冲串预定计数值CNT0，按第I、第II时序依次驱动红光发光管和红外发光管，测量相应的光频率转换器LFC输出脉冲周期，用预定计时窗口T±ΔT的中值除以光频率转换器LFC输出脉冲周期就分别得到对应于红光和红外光的预定计数值RD_CNT和IR_CNT。

b.在后续的采样周期中，微处理器依次驱动红光发光管和红外发光管并对光频率转换器LFC输出的脉冲串同时进行脉冲累积计数和捕捉计时。

c.当脉冲计数值分别达到预定数目RD_CNT和IR_CNT时，微处理器就立即记下捕捉计时值并停止相应发光管的驱动，所得到的两个捕捉计时值分别等于预定数目的红光和红外光脉冲串的累计周期占时。

d.在光频率转换器输出脉冲第III时序的采样周期剩余时间T_DARK，对暗电流产生的低频脉冲串进行脉冲捕捉计数，在该周期结束时记下捕捉计数值DARK_CNT，由微处理器通过数据计算，得出光频率转换器LFC输出脉冲的周期、频率及所代表的交直流分量。

e.在测量过程中对光电容积脉搏波测量的动态范围进行实时自动调节，即在每一采样周期中，都检测光频率转换器输出脉冲串的占时是否落在计时窗口T±ΔT中。当脉冲串的占时在此窗口内，测量将正常进行，否则将返回步骤a重新测算预定计数值RD_CNT和IR_CNT。

上述步骤a中，时间窗口T±ΔT的取值方法是：中值T应保证系统有足够的计时分辨率和较低的功耗，ΔT和中值T的比值应大于20％。

在步骤d中，本发明还给出了依照定数脉冲串累积计时值来计算容积脉搏波强度和消除暗电流影响的一种数据快速算法，设对应于红光和红外光脉冲串的预定计数值为RD_CNT和IR_CNT，对任一采样周期n，所测得的红光和红外光脉冲串累计占时为T_RD(n)和T_IR(n)，对暗电流产生的低频脉冲串计数的时间为T_DARK(n)，计数值为DARK_CNT(n)，则红光和红外光的的脉冲频率对应采样点n的计算值分别为：

RD_X(n)＝K*RD_CNT/T_RD(n)-K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)

IR_X(n)＝K*IR_CNT/T_IR(n)-K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)；

式中，减数为暗电流产生的脉冲频率所代表的脉搏波幅度采样值误差项，被减数为驱动脉冲作用期间测得的脉冲频率所代表的脉搏波幅度采样值，系数K是一个和计时器时钟频率相关的常数；K的取值应为一大小合适、仅最高位不为零的十六进制数，使得上述算式中各项的乘法运算既能通过少数几次简单移位实现，又能保证运算精度。

本发明的优点是：脉搏血氧仪对透射(或反射)光强的测量分辨率只取决于系统对T±ΔT的计时精度而和LFC输出频率无关。例如，本发明可采用一般的8MHz时钟频率，计时分辨率为125ns的低价位微处理器，只要设置T±ΔT＝1±0.3ms的计时窗口并由此确定RD_CNT和IR_CNT，则无论LFC输出脉冲周期是多少，都能保证系统对定数脉冲串的计时分辨率，即对脉动光强的测量分辨率达到0.02％以上。显然，按本发明构思设计的脉搏血氧仪不需要调节驱动光强度，这也简化了设计，提高了信噪比，保证可使用低价位微处理器的有限运算能力和内存资源实现测量数据的实时处理及脉率和血氧值的实时显示和传输。

此外，本发明血氧仪仅用了一个LFC器件和一个微处理器，因此具有体积小、成本和功耗低的优势，特别适合社区保健和移动监护的应用场合。

附图说明

图1为本发明的光-频率转换式数字脉搏血氧仪结构框图。

图2为发光管的驱动脉冲和相应的光频率转换器输出脉冲的时序图。其中I为红光发光管驱动脉冲；II为红外发光管驱动脉冲；III为光频率转换器输出脉冲串。

具体实施方式

以下结合附图及实施例对本发明作进一步的详细说明：

如图1所示，一种光-频率转换式数字脉搏血氧仪，包括红光发光管3、红外发光管4、液晶显示器6，所述红光发光管3、红外发光管4分别与发光管驱动器2的两路输出电连接，发光管驱动器2的输入与微处理器1信号连接，该微处理器1为一个内含捕捉逻辑接口、通用串行接口和液晶显示驱动电路的微处理器，微处理器1的捕捉逻辑接口连接光频率转换器5，微处理器1的液晶显示驱动输出口连接液晶显示器6显示驱动输入口，微处理器1的通用串行接口可连接中央处理系统或无线发射单元，在测量时，人体组织7置于红光发光管3、红外发光管4和光频率转换器5之间。

微处理器1可以是任何一种具有捕捉逻辑接口、通用串行接口和内含液晶驱动电路的微处理器，应尽可能选用较高的系统时钟频率。在本实施例中，系统时钟为8MHz，计时分辨率为125ns。微处理器1周期性地按时序输出两路脉冲信号，通过驱动器2依次驱动红光发光管3和红外发光管4发光，发出的光脉冲经人体组织7衰减和调制后为光频率转换器5所接收，并转换成频率和脉冲光强成线性比例关系的脉冲串传送至微处理器1的脉冲捕捉输入口。微处理器1利用内部的时钟和计时器对光频率转换器5输出的脉冲串同时进行累积计数和捕捉计时。当脉冲计数值达到预定数目RD_CNT和IR_CNT时，立即记下捕捉计时值并停止发光管驱动器2对相应发光管的驱动。微处理器1根据所检测到的每路光脉冲周期及其波动量计算出相应的直流分量和交流分量，从而按通常的脉搏血氧仪算法求得容积脉搏波数据、脉搏血氧饱和度及心率值，所得结果一方面可通过液晶驱动电路驱动液晶显示器6显示心率、血氧饱和度以及脉搏波棒图，另一方面可通过通用的串行接口将数据传送给中央处理系统或无线发射单元，实现遥测功能。

发光管驱动器2由两个单刀单掷MOS开关组成，采用固定的脉冲电压和电流驱动红光发光管3和红外发光管4发光。这种固定脉冲电流驱动的方法可以简化硬件设计，节约体积和成本，特别适合佩戴式应用场合。发光管驱动器2的驱动脉冲电流值的确定：当测量最薄的组织时，光频率转换器5的输出脉冲频率应在较好的线性范围内，在本实施例中，光频率转换器5的输出脉冲最高频率限定为400KHz，对应的输出脉冲周期为2.5μS。虽然本实施例只给出了一种特定的驱动电路设计，但不排除可选用类似方式实现上述功能或如前所述添加第三个发光管以提高抗干扰能力。

以下结合附图2进一步说明定数脉冲串累积计时方法的工作原理和相应数字信号处理的快速算法。

图中脉冲序列I是微处理器1发出的红光发光管驱动脉冲，其周期T0即为脉搏波测量的采样周期。为了使测量系统对市电产生的工频干扰有较好的抑制能力，该驱动脉冲的频率一般选择为工频的整数倍。对工频频率为50Hz的地区，该驱动脉冲的频率可选为100Hz，对工频频率为60Hz的地区，该驱动脉冲的频率则可选为120Hz。对于系统时钟为8MHz，计时分辨率为125ns的应用场合，该驱动脉冲的脉宽可预设为1ms，而在正常测量时其脉宽会随着脉搏波的变化在1±0.3ms的时间窗口内波动。

图中脉冲序列II是微处理器1发出的红外发光管驱动脉冲，其周期和脉宽的预设值和红光驱动脉冲一样，该脉冲的前沿对红光驱动脉冲的后沿有一0.2ms的延时。

图中脉冲序列III是光频率转换器5输出的脉冲串。对应红光和红外光驱动脉冲的时间，光频率转换器5将输出两串较高频率(通常约为100KHz)的脉冲串，图中用两个黑色矩形表示。这两个黑色矩形的占时T_RD和T_IR分别等于对应的红光和红外光驱动脉冲宽度，所包含的脉冲个数分别等于红光和红外光脉冲预定计数值RD_CNT和IR_CNT。在一个采样周期的剩余时间T_DARK，光频率转换器5将输出较低频率(通常在100Hz以下)的脉冲串，图中用方波表示。该脉冲串的频率及所包含的脉冲数DARK_CNT由光电器件的暗电流和外界干扰光的强度决定，在对测量数据处理时应消除这一影响。

以下详细描述本发明定数脉冲串累积计时的数字信号处理方法：包括下述步骤：

a在仪器上电复位后，微处理器1预设一个脉冲串预定计数值CNT0，按图2时序依次驱动红光发光管3和红外发光管4，测量相应的光频率转换器5输出脉冲周期，用预定计时窗口1±0.3ms的中值1ms除以光频率转换器5输出脉冲周期就得到对应于红光和红外光的预定计数值RD_CNT和IR_CNT。

b.在后续的采样周期中，微处理器1按图2时序依次驱动红光发光管3和红外发光管4并对光频率转换器5输出的脉冲串同时进行脉冲累积计数和捕捉计时，

c.当脉冲计数值分别达到预定计数值RD_CNT和IR_CNT时，微处理器1就立即记下捕捉计时值T_RD和T_IR并通过发光管驱动器2停止相应发光管的驱动，所得到的两个捕捉计时值分别等于预定数目的红光和红外光脉冲串的累计周期占时。

d.在采样周期剩余时间T_DARK，对暗电流产生的低频脉冲串进行脉冲捕捉计数，在该周期结束时记下捕捉计数值DARK_CNT，由这些测量数据，微处理器1即可通过计算得到光频率转换器5输出脉冲的周期、频率及所代表的交直流分量。

e.由于光频率转换器5所接收的脉冲光强度是随脉搏波变化的脉动量，因此其输出预定数目的脉冲串累计占时也是一个随脉搏波变化的脉动量。根据经验数据，光电容积脉搏波的脉动分量最大值可能达到基础直流量的20％。

为此，在本实施例中设定一个时间窗口为1±0.3ms。在后续的每一采样周期中，都检测光频率转换器5输出脉冲串的占时是否落在该计时窗口中。如果脉冲串的占时在此窗口内，测量将正常进行，否则将返回步骤a重新测算预定计数值RD_CNT和IR_CNT，该过程也就是光电容积脉搏波测量的动态范围实时调节过程。

不同于现有对光电容积脉搏波的幅度进行数字化采样的脉搏血氧仪，本发明的血氧仪是对定数脉冲串的累积占时进行测量，该测量值并不能直接表示脉搏波的幅度，需要经过一定计算才能得到代表脉搏波幅度的量。这个附加的计算量与系统的数据处理速度及测量精度有直接关系。

上述步骤d种中，本发明根据定数脉冲串累积计时值的数据处理方法，计算容积脉搏波强度和消除暗电流影响的一种快速算法如下：

设对应于红光和红外光脉冲串的预定计数值分别为RD_CNT和IR_CNT，对任一采样周期n，所测得的红光和红外光脉冲串累计占时为T_RD(n)和T_IR(n)，对暗电流产生的低频脉冲串计数的时间为T_DARK(n)，计数值为DARK_CNT(n)。根据光频率转换器5的工作原理，其输出脉冲频率和接收的光强成正比，因此只要求得输出脉冲频率就能代表光电容积脉搏波的相对幅度。将红光和红外光的的脉冲频率对应采样点n的计算值分别设为RD_X(n)和IR_X(n)，则有：

RD_X(n)＝K*RD_CNT/T_RD(n)-K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)

IR_X(n)＝K*IR_CNT/T_IR(n)-K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)

在两等式右边，减数为暗电流产生的脉冲频率所代表的脉搏波幅度采样值误差项，被减数为驱动脉冲作用期间测得的脉冲频率所代表的脉搏波幅度采样值，系数K是一个和计时器时钟频率相关的常数，如果要计算频率的绝对值，K等于时钟频率值8*106。

考虑等式中的K*RD_CNT/T_RD(n)项算法。如果取K＝8*106，则K是一个32位的二进制数。RD_CNT在0-400间变化，用一个16位二进制数表示。T_RD(n)在8000±30％间变化，也用一个16位二进制数表示。为了在计算频率时不损失测量分辨率，应首先做K*RD_CNT的32位*16位乘法，然后做32位/16位除法。在每一个采样周期里，对K*IR_CNT/T_IR(n)和K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)也要做类似的运算。对于一般的低价位微处理器来说，这些附加的运算量较大，可能会影响数据处理的实时性，需要做进一步的简化。

首先，根据背景技术所介绍的脉搏血氧饱和度测量原理分析，R-R比值计算的是两束光交直流分量的相对比值，和系数K的取值无关。因此我们可以把系数K取为一个特定的数，使得K*RD_CNT的32位*16位二进制乘法可以用简单的移位实现。其次，系数K的大小又得适当，如小于计时器时钟频率，经过运算可能会降低测量的分辨率，而太大会使K*RD_CNT超过32位，给后续处理带来麻烦。结合两方面的考虑，对于8MHz的计时器时钟频率，可将K的取值定为十六进制数8000000H。这样，K*RD_CNT的运算可以这样进行：将RD_CNT左移7位作为乘积的高十六位，乘积的低十六位置为零；求得K*RD_CNT的32位乘积后，可按一般方法进行32位/16位除法求得K*RD_CNT/T_RD(n)运算项的结果；同理可求K*IR_CNT/T_IR(n)和K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)运算项的结果；在得到RD_X(n)和IR_X(n)值后，就可以像普通血氧仪一样计算两束光容积脉搏波的交直流分量，获得脉搏血氧饱和度和脉率值。如果改变对测量分辨率的要求或选用其它计时器时钟频率，也可将K值定为其它仅最高位不为零的十六进制数。

Claims (5)

1.一种光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，其特征是，包括下述步骤：

a.在仪器上电复位后，微处理器(1)预设一个脉冲串预定计数值CNT0，按第I、第II时序依次驱动红光发光管(3)和红外发光管(4)，测量相应光频率转换器(5)的输出脉冲周期，用预定计时窗口T±ΔT的中值除以光频率转换器(5)输出脉冲周期就分别得到对应于红光和红外光的预定计数值RD_CNT和IR_CNT；

b.在后续的采样周期中，微处理器(1)依次驱动红光发光管(3)和红外发光管(4)并对光频率转换器(5)输出的脉冲串同时进行脉冲累积计数和捕捉计时；

c.当脉冲计数值分别达到预定数目RD_CNT和IR_CNT时，微处理器(1)就立即记下捕捉计时值并停止相应发光管的驱动，所得到的两个捕捉计时值分别等于预定数目的红光和红外光脉冲串的累计周期占时；

d.在第III时序的采样周期剩余时间T_DARK，对暗电流产生的低频脉冲串进行脉冲捕捉计数，在该周期结束时记下捕捉计数值DARK_CNT，由微处理器(1)通过数据计算得出光频率转换器(5)输出脉冲的周期、频率及所代表的交直流分量；

e.在测量过程中对光电容积脉搏波测量的动态范围进行实时自动调节，即在每一采样周期中，都检测光频率转换器(5)输出脉冲串的占时是否落在计时窗口T±ΔT中。当脉冲串的占时在此窗口内，测量将正常进行，否则将返回步骤a重新测算预定计数值RD_CNT和IR_CNT。

2.根据权利要求1所述的光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，其特征是，所述步骤a中，时间窗口T±ΔT的ΔT和中值T的比值应大于20％。

3.根据权利要求1或2所述的光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，其特征是，步骤d中，所述数据计算方法为，设对应于红光和红外光脉冲串的预定计数值为RD_CNT和IR_CNT，对任一采样周期n，所测得的红光和红外光脉冲串累计占时为T_RD(n)和T_IR(n)，对暗电流产生的低频脉冲串计数的时间为T_DARK(n)，计数值为DARK_CNT(n)，则红光和红外光的的脉冲频率对应采样点n的计算值分别为：

RD_X(n)＝K*RD_CNT/T_RD(n)-K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)

IR_X(n)＝K*IR_CNT/T_IR(n)-K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)；

式中，减数为暗电流产生的脉冲频率所代表的脉搏波幅度采样值误差项，被减数为驱动脉冲作用期间测得的脉冲频率所代表的脉搏波幅度采样值，系数K是一个和计时器时钟频率相关的常数。

4.根据权利要求3所述的光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，其特征是，所述系数K对于8MHz的计时器时钟频率，K的取值为十六进制数8000000H。

5.根据权利要求4所述的光-频率转换式脉搏血氧仪的数字信号处理方法，其特征是，K*RD_CNT的运算是将RD_CNT左移7位作为乘积的高十六位，乘积的低十六位置为零；求得K*RD_CNT的32位乘积后，可按一般方法进行32位/16位除法求得K*RD_CNT/T_RD(n)运算项的结果；同理可求K*IR_CNT/T_IR(n)和K*DARK_CNT(n)/T_DARK(n)运算项的结果。

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