基于单片机多生理参数监护仪的设计【通过答辩论文设计及图纸】
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基于单片机多生理参数监护仪的设计【通过答辩论文设计及图纸】,基于,单片机,生理,参数,监护,设计,通过,答辩,论文,图纸
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毕业设计说明书 题 目： 学 院： 专 业： 机械设计制造及其自动化 学 号： 姓 名： 指导教师： 完成日期： 20 05 月 20 日 毕业论文（设计）任务书 设计（论文）题目： 单片机多生理参数监护仪的设计 学 号： 姓名 专 业： 机械设计制造及其自动化 指导教师： 系主任 ： 一、主要内容及基本要求： 1、检索国外 多生理参数监护仪的单片机控制 系统设计 的发展动态，分析国内的现状； 2、 分析多生理参数监护仪控制系统设计 的 关键技术问题 ； 3、完成 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计的一体化 设计； 4、完成 单片机多生理参数监护仪驱动控制系 统 设计； 5、完成 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计软件设计 ； 6、总结 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计硬件设计 ； 7、完成毕业论文的文稿工作，要求：总字数不低于一万字，使用 辑及打印装订成册； 8、技术图纸：控制系统原理 框 图 1 张（ 0 号）、控制系统程序流程图 1 张（ 1 号）、控制系统 电路原理 图 1 张（ 0 号）； 9、翻译英文技术资料：翻译国 外多生理参数监护仪的单片机 相关课题的英文资料。要求： 3000 单词，复印原稿与翻译 (打印 )稿同册装订。 二、重点 设计 的问题： 1、 多生理参数监护 仪的单片机控制系统设计 方案 选择 设计； 2、 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计软件 设计； 3、 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计硬件设计。 三、进度安排 各阶段完成的内容 起止时间 1 资料检索、查询 2 系统总体方案构思及设计 3 完成多生理参 数监护仪的单片机控制系统设计方案选择设计 4 完成 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计硬件设计； 5 完成 多生理参数监护仪的单片机控制系统设计软件的设计 6 毕业设计论文撰写和编辑 7 交毕业设计 说明书和图纸 ，答辩准备 四 、应收集的资料及主要参考文献 1胡乾斌，李光斌，李玲，喻红 第二版） M中科技大学出版社， 2006. 2武文君 护仪质量控制检测技术 M国计量出版社， 2010. 3关燕君 J2006,23（ 4） . 4李刚，李尚颖，林凌等 J2006， 25（ 10） . 5张强 J2006,19（ 9） . 6李斌，刘宝旨 M等教育出版社， 2006. 7吴莹，谢家祺，张彩萍 J2009,13（ 9） . 毕业论文（设计）评阅表 学号 姓名 专业 机械设计制造及其自动化 毕业论文（设计）题目： 单片机 多生理参数监护仪的设计 评价项目 评 价 内 容 选题 现学科、专业特点和教学计划的基本要求，达到综合训练的目的； 量是否适当； 研、社会等实际相结合。 能力 合归纳资料的能力； 计方法和手段的运用能力； 论文 （设计）质量 述是否充分，结构是 否严谨合理；实验是否正确，设计、计算、分析处理是否科学；技术用语是否准确，符号是否统一，图表图纸是否完备、整洁、正确，引文是否规范； 无观点提炼，综合概括能力如何； 无创新之处。 综 合 评 价 评阅人： 20 5 月 日 毕业论文（设计）鉴定意见 学 号： 姓名： 专 业： 机械设计制造及其自动化 毕业论文（设计说明书） 62 页 图 表 3 张 论文（设计）题目： 单片机多生理参数监护仪的设计 内容提要： 传统的监护仪器多数体积较大，智能化程度不高，难以应用在野外及家庭 等急救场合。本说明书应用最新的电子技术特别是单片机技术，设计出一种智能化、 便携式、低功耗的多生理参数监护仪。本监护仪可以在临时急救场合实时、连续、长 时间地监测病人的心电、血压、脉搏、血氧等生理参数。 本说明书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（ 在野外家庭临时急救场合，本说明书在血压模块中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。另外，针对血氧模块中平均压、收缩压和舒张压的计算，本说明书 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。 本说明书采用 列单片机作为信号采集模块和主控模块的核心微处理器 ，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、抗干扰能力强。 指导教师评语 指导教师： 年 月 日 答辩简要情况及评语 答辩小组： 年 月 日 答辩委员会意见 答辩委员会主任： 年 月 日 1 目 录 中文摘要 1 2 第一章 绪论 1 生信号的意义 1 电图 1 压 2 率 3 搏血氧饱和度 4 理参数监护技术的发展 5 电监护仪器的发展 5 创血压测量技术的发展 5 搏血氧饱和度测量技术的发展 7 生理信号监护仪的发展 8 课题的设计内容及意义 9 第二章 生理参数检测电路 10 电信号检测 10 压信号检测 12 搏血氧信号检测 15 搏 量的基本原理 15 搏血氧信号检测 电路 19 于 的高分辨率检测电路 24 采样技术提高系统信噪比 25 化噪声成形技术提高系统信噪比 25 字抽取滤波 26 第三章 四生理参数的处理 28 滑滤波在心电模块中的应用 28 学形态滤波在血压模块中的应用 28 学形态滤波的原理、定义及作用 29 学形态滤波算法的应用 30 压模块中的测定算法 30 均压的确定算法 30 2 缩压和舒张压的确定算法 32 率的计算 34 第四章 系统硬件设计 35 统总体设计 35 统硬件设计 36 心微处理器 36 晶 块 37 键 40 片机接口 41 第五章 系统软件设计 42 统软件整体结构 42 件程序驱动程序 43 晶 动程序 43 键驱动程序 44 控模块及功能模块 44 控程序 44 搏血氧模块程序设计 44 电采集模块 46 控模块与血压测量模块的 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 1 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 (所有的监测模块都是基于 列单片机的 24位 A/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 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 -型 A/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 ： -型 A/ 测振法 光电容积脉搏波描记法 数学形态滤波 模块化 2 P)、 02)of to in of to be an is in on of is to BP 02 on is CG is P is 02 4 to s is to P is to of in 02 is to CG of we P is to to on is in as CU of - A/ 第 1 页 共 62 页 第一章 绪 论 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。 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， )，这些波形对应着心脏的基本电活动。图 1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、 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 第 2 页 共 62 页 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 半郝代表 左心房的激动。 2、 从 映心房除极开始到心室除极开始的间隔时间，正常为 表示房室传导受阻。 3、 心电图中幅度最大的波群，反映心室除极的全过程， 于心塞各部的肌肉厚度不一，故 此称为 持续时间的正常值约为 4、 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 面向上，在心率缓慢时， 大多数情况波相连不易分开。 5、 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、 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 7、 般较宽而低。 危、急重病人 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。 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 90 130张压为 6090压差为 30 40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 3 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。 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 60100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 4 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。 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 (by 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 (合后形成氧合血红蛋白 (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 b)，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 4，在 94以下为供氧不足，有学者将 认为此时对应的气袖压力为收缩压， s 脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉搏波的幅度 。 均为整数集合。 hn 指包含脉搏信号的数字化序列 Kn 指结构元素序列 腐蚀： 或写作： m （ m=0,., 膨胀： a 或写作： m a x （ m=0,., 第 30 页 共 62 页 开： 闭： 开运算可被形象地理解为使结构元素从该数字序列下方滑动，运算结果为结构元 素所能达到的最高点组成的序列；类似地，闭运算可理解为结构元素沿数字序列上方滑动所达到的最低点组成的序列。 学形态滤波算法的应用 基线漂移典型的情况是在所需的脉搏波信号中附加有缓慢变化的干扰，使得相对狭窄的脉搏波信号叠加在频率非常低的基线信号上。利用这一特征，我们可以用一个开运算接一个闭运算从原始信号中有选择性地移去脉搏波的一般特征。基本上，开运算移去了正脉冲 (如主波、重搏波等 )，而闭运算移去负脉冲 (波形 )。上述运算后生成的序列就是从原始信号中分离出来的基线漂移信号，用原始信号减去估 计出的基线信号后，就得到了去处基线后的校正后的脉搏波信号。 另一方面，如果选择选择合适的结构元索，使其宽度小于所有的脉搏波信号特征波形的宽度，则对脉搏波信号进行开运算和闭运算后，所有脉搏信号的特征波形均会被保留，而信号中混杂的宽度小于结构元素的宽度的正、负脉冲 (高频干扰脉冲 )则会被消除。这一效果相当于一个低通滤波器。 2结构元素的选择及运算结果 结构元索的选择包括决定结构元素的宽度 (结构元素的定义域的宽度 )，高度 (结构元素的幅值 )和形状。本文设计三种形状的结构元素：直线形、三角形和正弦形，并用系统机模拟处 理，实验表明，这三种形状的结构元素对信号处理的效果影响不大。但由于直线形和三角形的结构相对简单，因而在实际应用中我们选用了直线形的结构元素。 在 200搏波信号中正向脉冲宽度为占一个脉搏波信号宽度的 1/2，约为 120到 80个采样点：负向脉冲宽度约为整个宽度小于 1/4，约为 40个采样点。基于上述考虑，为去除基线漂移选择直线形的结构元素，用于开运算的结构元素的宽度为 150，用于闭运算的结构元素的宽度为 50。 压模块中的测定算法 均压的确定算法 动脉平均压 (血压波形在一周期内的积分除以周期 T，其定义式如下： 第 31 页 共 62 页 t 0 其中： P(t)为血压波形。 平均压并非收缩压与舒张压的平均，而是血压波形在整个周期内的平均，它综合反映了动脉血压的数值和波形。过去，只有通过直接插管法才能获取动脉平均压，或者用收缩压和舒张压来估算平均压。常用的估算公式： P 其中： 是 由间接法测得的收缩压和平均压可能存在偏差，因此根据公式估算出的平均压可能出现较大误差。而测振法就能准确的测量出平均压。 图 3压测量中脉搏波包络线 从测振法原理的两条基本原则“脉搏震荡波振幅最大处对应的袖带压力为平均压：震荡波包络线呈现出近似抛物线的形态 (图 3坐标为采样值 )”可以顺利推导出平均压的计算方法如下 (参照图 2 袖带内的压力以约 10 放气过程中检测袖带 内的压力值，并用一个变量在外部 时在线计算脉搏波的幅值，也以一个变量储存起来。当检测到最大振荡波后，如果振荡波开始减小时，可以判断袖带内压力已低过平均压，这时继续放气直至 30以往统计数据判定 )，即可以认为袖带内压力己低过舒张压，此时可将袖带内气体快速全部放掉。单片机通过分析储存的振荡波值，找出最大波幅值 (设其为 其对应的袖带压力值 (设为 并且找到最大波幅值之前及之后的两个波幅值 (其对应的袖带压力值 (这三个波幅值找到后，根据这三 第 32 页 共 62 页 个值拟合出一条抛物 线： 22 其中系数 A ， B， 1)唯一确定 并根据这个抛物曲线方程求得峰值振荡波值对应的袖带压力 ( 这个值是真正的平均压值。 然后根据这条拟台曲线计算出峰值振荡波值 (设 4 2m a x 缩压和舒张压的确定算法 测振法一开始仅仅是用于测量平均压的，但人体的泵血系统也符合流体力学原则，在这一原则下柯氏音法和测振法本质上是殊途同归的，只是信号的表现形式不同罢了。脉搏波的包络线呈现出近似抛物线的形态，这一点己被设计文献和实验事实所证明。美国学者韦伯斯特与汤普金斯指出：“用压力传感器检出柯氏音期间袖带压力的脉动”，这种方法是“柯氏音法的变型”。早期的设计将脉搏波的变换规律与柯氏音的变化规律去类比，找到了 =者之间的关系：脉搏波包络线的拐点 (即二阶导数等于 零值的点 )，对应于柯氏音的突变点，因而也对应于收缩压与舒张压的代表点，从血流动力学的角度不难解释这一现象。基于这一设想，本课题希望能从柯氏音法中得到启发，将其基本原理应用于测振法的收缩压 (舒张压 (确定。 当袖带内压力超过动脉收缩压时，动脉血管封闭，血流不通，此时听不到柯氏音，同样脉搏波的振幅也应非常微弱，且当袖带压力在收缩压以上的任何压力值时，振幅都应比较接近；随着袖带放气减压，收缩压高于袖带内压力时，部分动脉打开，血液喷射形成涡流，它使血管振动传到体表即为柯氏音，此时，对于测振法中的脉 搏波信号也应有一个突变的情况发生；随着气袖内压力逐渐降低，血管内的血流状态也发生了变化，当气袖内的压力刚低予动脉舒张压时，血流完全恢复流通，听诊器发出变调的钝音，相应对于测振法来说，由于血管不再通过体表与袖带紧密接触，通过袖带传导的脉搏波也就变得非常微弱。通过对大量脉搏信号的观察，证实了以上的理论推测。于是希望能用判定拐点的办法来确定收缩压和舒张压。 方案一：突变法拐点判据 系统的参数模型为： 221111 33 页 共 62 页 在时域内即为 210 k 无创血压测量中，大多以脉搏
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