睡眠呼吸监测仪.doc

1 引言1.1 题目的来源与意义进来,随着现代医学的日益进步,睡眠医学作为现代医学的重要组成部分逐渐建立和发展起来。对睡眠呼吸方面的研究直接关系到对睡眠疾病的研究,因此睡眠呼吸成为了睡眠医学中较为关心的问题。目前,一种叫做睡眠呼吸暂停低通气综合症(Sleep Hypopnea Syn-drome, SAHS)受到了广泛的重视。该病症是指在7小时睡眠中,反复发作呼吸暂停(睡眠状态下口鼻气流停止至少10s以上为一次呼吸暂停)和低通气(口鼻呼吸气流信号强度降于正常气流强度的50%以上,同时伴有4%以上的氧饱和度下降和伴有觉醒反应称为睡眠低通气)30次以上或平均每小时睡眠中的呼吸暂停和低通气次数超过5次以上。这种病症较为常见,其临床特征表现为反复发作的严重打鼾、呼吸暂停、低通气、低氧合症和白天嗜睡。除导致或加重呼吸衰竭外,还是脑血管意外,心肌梗塞、高血压病的重要危险因素之一。尽早合理的诊治,可明显提高患者生活质量,预防各种并发症的发生提高患者的存活率。因此,对睡眠呼吸的监护是预防和诊治睡眠呼吸障碍的首要步骤,对呼吸频率、呼吸节律等常规项目的检查,能确切反应患者通气状况并指导机械通气治疗和临床用药3。呼吸及脉搏是人生命的重要指标，它代表着一个人的健康状况。近年来常常听到某某邻居在睡梦中突然谢世，身边也有熟悉的人也是这样离开人世，近几个月此事件更是频发，它带给亲人的巨大悲痛和遗憾，经调查发现这已经不是个别现象，而是时有发生的现象，它极大地威胁着人们的健康，特别是老人及知识分子。究其直接的原因是呼吸及心脏的骤停，如何能及时甚至提前预报病情而能避免悲剧的发生，是一个急需研究的课题，对于这一个课题的研究，就具有了重要的现实意义。1.2 国内外发展现状1.2.1 国内的睡眠呼吸监测仪的发展情况我国的病人监护仪的研制起于五十年代，发展较晚。我国最早的CIU是成立于50年代中期，用于心胸外科术后监护室。70年代初期的冠心病监护室得到了进一步发展，而综合性的全院CIU则是建立于80年代初期1。进入90年代后，CIU数量增长较快，但水平参差不齐，在近20年来，ICU发展较快，在少数大医院设立了基本符合国际标准监护室格局的呼吸监护室。近年来随着综合国力的增强及人民生活水平的提高，也引进了大量的国外先进的监护仪，也能生产出高质量的多功能医用多参数监测仪。到目前为止已有些产品的性能也能与国外的同类产品抗衡，但就总体而论，呼吸监测报警方面的仪器在国内集中于医院且为综合多参数仪的一个组成部分。总体技术水平方面仍与发达国家有着较明显的差距，还不能达到国外产品的性能及规模，且其价格昂贵，目前也无专门用于家庭监测的医疗呼吸及脉搏监测仪1。1.2.2 国外的睡眠呼吸监测仪的发展情况医疗监护在国外发展较早，始于20世纪30年代，近20年来随着生物医学测量技术、传感技术、通讯技术和计算机技术的飞速发展，监护方式逐渐向系统化和网络化发展，监护的范围也逐渐拓宽。由于监护技术涉及多学科技术，所以监护仪的种类也非常繁杂，性能参差不齐，给选购者和购买者带来诸多困难。危重病症的监护在国外发展较早，始于20世纪30年代。在第二次世界大战时期，欧洲战场为应付大量危重创伤患者救治的需要，逐步建立了一种专为严重创伤患者的救治病区，这就是所谓现代加强医疗单位(Intensive Care Unit)的最早雏形。特别是呼吸ICU得到了的进一步发展。目前认为这种ICU发展的趋势是医学发展到一定水平的必然结果。随着生物医学技术、遥感技术、通信技术、微电子计算机技术、医学高新技术的发展和人们生活的提高，新的监护方式与技术，诸如各类遥测与远程监护观注于工作状况、运动状况、休息及睡眠下的人体信息的检测技术等，正悄悄地进入到人类的日常生活中3。实现生命信息的全方位检测、监护方式的系统化与网络化是监护的代表性发展方向。越来越多的人希望能够接受这种医疗行为(包括各种检查、治疗)，因此过去无需监测和监护的科室都需要监测和监护，因而拓宽了监测和监护的应用范围。所以用于人体生理信息监测和监护及控制的各种监护仪器应运而生。国外医疗监护仪已能利用各类电极、生物医学传感器(包括物理、化学、生物传感器)检测心电、脑电、血压(有创和无创)、呼吸、脉搏、血流量、体温、心输出量、血氧饱和度、PH、P02、PC02、葡萄糖、胆固醇、激素和蛋白质。呼吸监测只是其中的一项，医院的设备一般是综合指标监测5。现在监护装置一般需要配置中央监护站，与床边的监护仪连接起来，中央的监护仪器必须同时显示来自任何一个病人的所有波形和信息，同时并不终止来自其他病人的ECG等波形，中央监护站与每台床边监护仪之间的通信传输有有线(电话线、电缆、光纤等传输介质)和无线(电磁波、红外光等)两种，中央监护仪及床边监护仪都配有记录器和打印机，将报警事件记录下来，大屏幕彩色显示器对中央监护站特别有用，可显示多个ECG波形，便于分辨区别病人信息的性能，可帮助医务人员确认所显示的病人的信息。另外，采用公用电话交换网络能实现生理参数的远程诊断和监护，这被称为电话线传输监护。另外还有计算机网络、有线电视网、卫星通信网络、地面移动通信网络可供利用。目前多趋向于采用组合式监护系统(eomponent monitoring system)，即设置一个床旁机，另加具有不同监测功能的插件，将病人的信号经初步处理后输入主机，在主机中经过进一步处理后显示出来并可输给相应的记录设备。该系统中不同的插件代表不同的监测功能，这样可以通过变换插件，来完成不同的监测功能组合，使床旁监测仪功能灵活多变。在将来有新的监测指标出现时，只需购入相应的插件和主机相接，即可使仪器具备新的功能而保持其先进性。计算机系统在监护室中已获得了愈来愈广泛的应用，监护室的计算机化管理将显著地提高其工作效率和工作的有序化程度，计算机化已经成为监测和监护室的重要发展趋势，但价格昂贵1。国外的医疗体系与我国国情不同，西方国家的医疗一般以社区医疗为主，社区医生经常为其所辖的需服务的人检查身体，如有问题及时送综合性医院诊治，综合性的监测设备也集中于医院，目前也无低价的门的呼吸及脉搏监测仪用于家庭。专1.3 研制适合家用的睡眠呼吸监测仪的意义目前中国社会正向老龄化发展，一个子女往往要负责照顾到两个甚至多位老人，随着社会的发展，生活节奏的加快和工作压力的增大，使很多子女无暇照顾到老人，加之生活习惯及文化的差异，个人性格差异等影响，有些老人选择了和子女分开生活的方式，那么老人的健康如何保证？老人的生活如何监护？这就导致他们的健康监护处于非常不利的情况。近来的调查发现，有些老人由于突发疾病，身边无人照顾不幸辞世，有的是心脏病突发有的是呼吸不畅，其中一大部分是在夜晚睡觉时突然发病，而亲人又不能及时发现，这样的悲剧在我们身边屡见不鲜，也给家属造成了巨大的精神打击，留下了终身遗憾2。再看中年高级知识分子的情况，经常超负荷的工作，极大地威胁着他们的健康。英年早逝的情况也时有发生，特别是这种情况常常发生在晚间睡眠时。因此研制适用于家庭，面向老人和弱势群体的呼吸及脉搏监测仪，就很有必要。那么，现有的医疗监测仪情况如何呢?应该说，现有的生命参数监测仪，已经能够对病人进行全天监护，及时记录病人的各项生理指标，具有报警等时时监测能力，但是这些设备主要集中于医院，其价格少则几万，多则几十万上百万，价格昂贵制约了其普及性，普通百姓无能力负担其昂贵的租用费用，更不用说购买一台仪器放在家中。因此，研制价格低廉，功能可靠且小型化，适用于家用的呼吸及脉搏监测仪非常有必要。这无疑会带来巨大的社会效益和经济效益，具有良好的市场前景4。1.4 人体生理信号蕴含的信息睡眠障碍疾病的诊断一般分临床症状判断、体征检查、并发症检查、实验室检查及睡眠诊断仪的检测等几部分完成。其中睡眠呼吸监护仪的检测往往是必需的并能提供直接客观的诊断依据。它提供的指标一般包括：脑电、眼动、肌电、气流、胸腹运动、鼾声、心电、血氧、体位等。这种方法至今仍是最可靠、全面的分析方法。国际上称之为睡眠呼吸障碍诊断的“金标准”3。其原因主要是通过它获得的信息全面,客观性好。1.4.1 睡眠结构分析对睡眠的结构和进程的了解,是利用多道睡眠检测仪记录多道睡眠图来完成的。通常应包括两道脑电图(EEG)、两道眼动图(EOG)、一道颌肌电图(EMG)等。有时还应包括体动、腿动、体位等信号。睡眠结构一般划分为六期：觉醒期、NREM睡眠-1期、NREM睡眠-2期、NREM睡眠-3期、NREM睡眠-4期、REM期。对睡眠结构的分析,则应包括以下内容：睡眠潜伏期；觉醒次数和时间；总睡眠时间；觉醒比；睡眠效率；睡眠维持率；NREM各期的比例；REM睡眠的分析。内容包括：a.REM睡眠潜伏期； b.REM睡眠次数； c.REM睡眠时间(RT)和百分比； d.REM活动度(RA)； e.REM强度(RI)； f.REM密度(RD) 2。1.4.2 呼吸事件分析呼吸事件分析的中心任务是识别和记录睡眠期呼吸的低通气或呼吸暂停。对睡眠呼吸进行监测的指标包括：鼻气流、胸腹呼吸运动、鼾声、血样饱和度、隔肌电图。有关呼吸事件的分析如下：呼吸事件的持续时间；呼吸事件的分类,内容包括： a.睡眠呼吸暂停； b.睡眠低通气； c.呼吸暂停低通气指数；血氧饱和度水平；伴有觉醒反映的呼吸事件。1.4.3 睡眠障碍引起的并发症睡眠呼吸暂停综合征引起长期睡眠低氧血症和高碳酸血症,可随病程延长,成为持续性改变,并继发病理生理改变,从而引起全身各系统的并发症,如心血管系统疾病、神经系统疾病、呼吸系统疾病、消化系统及泌尿系统疾病和代谢障碍。由睡眠呼吸暂停综合症(SAS),直接和间接引起的有关生理系统变化的信息主要有脑电图、睡眠结构、心率变异、心电图、动脉血压、血液动力学等。1.4.4 睡眠状态下人体生理信号监测的方法根据不同患者的需要,人体生理信号监测的方法也多种多样,按监测方式划分为：（1）多道睡眠图(PSG) 经典的多导睡眠图(PSG)均以计算机为核心平台,其基本指标包括：脑电、眼动、肌电、气流、胸腹运动、鼾声、心电、血氧、体位等。也可根据需要增加一些其它指标,如手动、腿动、CO2浓度、食道压力PH、上气道阻力及通气量等5；（2）微动灵敏床垫 1995年北京空军医学研究所的航空医学专家设计了微动灵敏床垫,测量人体心搏和呼吸对气床垫的压力变化来测量BCG、呼吸、心率和翻身等体动信号,整个床垫分为四个区分别测量、互相校正信号,能准确的测量每次心跳的心动周期。利用该床垫不仅可以进行睡眠时心率变异性的分析和自主神经功能的评定,而且可以辅助诊断睡眠呼吸暂停综合症；（3）非接触式检测方法 电磁波照射人体后,其反射波中必然加载有人体的生理信息,人体微动与回波幅度、相位等之间具有相关性、而人体生理运动(如心跳、呼吸)会引起人体表面微动。发射信号与接收信号混频后得到一反应了目标距离和人体生命特征的调相信号。对该信号进行滤波、检波、AD转换、数字信号分析等处理,可以得到人体的生命信息；（4）远程家庭医疗监护网 网络系统采用普遍使用的电话和个人计算机作基础,以家中近距离遥测技术、远距离电话通讯网为技术平台,形成以心电、血压等重要生理参数为主的监护网系统,实现众多病人在家中就能及时得到中心医院的监护和急救处理、病情分析、统计、病理管理等多项医疗功能9；根据诊断的不同需要,人体生理信号监测设备又可分离出若干种诊断仪器。按参数指标分为：（1）呼吸暂停监测仪,用热敏电阻作传感器,检测患者1小时睡眠呼吸暂停的次数；（2）单纯的SaO2记录分析的血氧Holter,包括SaO2、心率、鼻气流的记录分析器4；（3）心率变异分析系统,分析睡眠呼吸暂停综合症患者心率变异的特性；（4）将PSG中的脑电类参数去掉的复杂性生命状态监护仪。合症分为四个等级：正常、轻度、中度、重度。动态监测心电、呼吸、无创血氧饱和无创血压四路信号,根据四者之间的相关性及每路信号与睡眠呼吸暂停综合征相应的隶属度,预测分析患者病情10。1.5 本论文研究的目的和主要内容本课题的研究目的：通过充分利用家庭的有线电话线结合摘机拨号集成电路，附之以单片机控制就可以完成对被监测对象的实时监测，并及时拨打报警电话。本课题研究的睡眠呼吸监测仪主要有这几个方面：(1)简要的概述了国内外的睡眠呼吸监测仪研究现状，包括睡眠时人体生理信号蕴含的信息。(2)对设计方案进行了论证。(3)分别介绍了传感器选取及工作原理，各个放大器电路的设计。(4)介绍了利用单片机控制，键盘与显示部分的设计,语音报警电路研究 ，以及电话接口电路的设计及模块研究。(5)软件部分的设计，以及各个程序流程图。 (6)本文的最后进行了系统的总结，并对睡眠呼吸监测仪实际应用作了展望。2 方案论证2.1 设计方案设计一种基于无线数据传输的生理信号检测仪，可对信号进行实时采集，实时处理，动态显示和无线传输。该系统具有通用性和实时性的特点，满足了小型医学仪器的实际需要22。2.2 系统的总体设计 如图，选用高性能微处理器ATmega16作为核心器件，心电、心音、颈动脉波、体温等各路生理信号经过放大、滤波等处理，调理到025V后送到处理器端口，单片机对数据实行压缩和优化处理，一方面生理参数送到LCD上显示，另一方面，通过无线数据传输模块PTR2000将已初步处理的各路数据传送到上位PC机做进一步的处理和分析。 图2.1系统的组成框图工作原理：2.3 芯片简介2.3.1 无线数据传输模块PTR2000PTR2000无线数据传输模块是一种超小型、低功耗、高速率的无线收发数传模块。其通讯速率最高为20kbis，也可工作在4800bis、9600bits。PTR2000的引脚说明如下：VCC：正电源，接27525V；CS：频道选择，CS=0选择工作频道1，即43392MHz；CS=1选择工作频道2，即43433MHz；DO：数据输出；DI：数据输入；GND：电源地；PWR：节能控制，PWR=1为正常工作状态，PWR=0为待机微功耗状态；TXEN：发射接收控制，TXEN=1为发射状态，TXEN=0为接收状态2.3.2 液晶显示模块OCM4X8C 显示器件采用中文图形点阵液晶显示模块OCM4X8C，显示屏为12864点阵，可显示4行，每行8个汉字。该模块具有2Mb的中文字型CGROM，字型ROM中含有8192个1616点阵中文字库，显示汉字十分方便；为便于英文和其他字符的显示，含有16Kb的168 ASC II字符库；为方便制造用户图形，提供一个64256点阵的GDRAM绘图区域，为方便构造用户所需字型，提供了四组1616点阵的造字空间。利用上述功能，OCM4X8C可实现汉字、ASC II、点阵图形、自造字体的同屏显示。OCM4X8C具2755V的宽工作电压范围，具有睡眠、正常及低功耗工作模式，可满足系统各种工作电压及便携式仪器低功耗的要求。液晶模块显示负电压，也由模块提供，从而简化系统电源设计。3多路信号的采集和预处理微处理器选用ATMEL公司的高档系列产品Atmega163，是基于AVR RISC的低功耗CMOS 8位单片机。Atmega163提供了一个性能良好的10位模数转换器。A口为8路模拟信号输入端，如果AD功能禁止，则A口是一个8位双向I0口。8路人体生理信号如心电、心音、颈动脉、脉搏、体温等，经过前置放大、滤波、去噪处理后，分别与A口的8个引脚相连。微处理器采集数据时，通过控制ADMUX寄存器进行通道号选择，读取的数据放人数据存储器作进一步处理。传感器采集四路信号，分别是鼻呼吸、胸呼吸、腹部呼吸、手指的脉搏跳动信号；由于传感器来的信号幅度较小，所以进行信号放大、整形，将结果送到单片机相应的引脚，当单片机检测到不正常信号时，立刻通过拨号电路拨打电话，当电话接通后将事先录制的语言通过电话播放出去，电话可以循环拨打，拨打顺序可以自行设定，拨号电路可以直接跨接到电话线两端5。 心音、心电是人体重要的生理信号，载有人体心血管系统的生理、病理信息。随着计算机技术和数字信号处理技术的发展，对心音、心电信号的定量分析工作取得了很大进展，但对心音、心电信号的量化分析，需要有大量可靠心音、心电数据样本。因此，准确、可靠的数据采集就显得十分重要。心音和心电信号均属于微弱的非平稳信号，且极易受外界干扰。本文介绍了一种能安全、有效地采集心音、心电信号的电路设计。该电路具有50Hz工频干扰陷波、集中在35Hz左右的人体肌电干扰陷波、精密的放大、滤波电路及光电隔离等环节，在保证了采集过程中病人的安全的同时，较好地解决了外界干扰问题，具有采集数据准确可靠、噪声小、成本低等特点。3 传感器部分的设计3.1 传感器的选取原则 由于半导体传感器的体积小、灵敏度高、价格便宜、可以将温度补偿电路和信号变换电桥放在一个很小的芯片内、所以本研究选用了半导体传感器、将其固定在胸带和腹带上就可以测量胸呼吸和腹呼吸的情况，得到大约20mv的脉冲信号输出。 将鼻热敏电阻置于鼻孔下方，根据热敏电阻的阻值变化，就可以得到鼻呼吸存在与否的开关信号。现代传感器在原理与结构上千差万别，如何根据具体的测量目的、测量对象以及测量环境合理地选用传感器，是在进行某个量的测量时首先要解决的问题。当传感器确定之后，与之相配套的测量方法和测量设备也就可以确定了。测量结果的成败，在很大程度上取决于传感器的选用是否合理6。(1)根据测量对象与测量环境确定传感器的类型要进行个具体的测量工作，首先要考虑采用何种原理的传感器，这需要分析多方面的因素之后才能确定。因为，即使是测量同一物理量，也有多种原理的传感器可供选用，哪一种原理的传感器更为合适，则需要根据被测量的特点和传感器的使用条件考虑以下一些具体问题：量程的大小；被测位置对传感器体积的要求；测量方式为接触式还是非接触式；信号的引出方法，有线或是非接触测量；传感器的来源，国产还是进口，价格能否承受，还是自行研制。在考虑上述问题之后就能确定选用何种类型的传感器，然后再考虑传感器的具体性能指标。(2)灵敏度的选择通常，在传感器的线性范围内，希望传感器的灵敏度越高越好。因为只有灵敏度高时，与被测量变化对应的输出信号的值才比较大，有利于信号处理。但要注意的是，传感器的灵敏度高，与被测量无关的外界噪声也容易混入，也会被放大系统放大，影响测量精度。因此，要求传感器本身应具有较高的信噪比，尽量减少从外界引入的干扰信号。传感器的灵敏度是有方向性的。当被测量是单向量，而且对其方向性要求较高，则应选择其它方向灵敏度小的传感器；如果被测量是多维向量，则要求传感器的交叉灵敏度越小越好。(3)频率响应特性传感器的频率响应特性决定了被测量的频率范围，必须在允许频率范围内保持不失真的测量条件，实际上传感器的响应总有定延迟，希望延迟时间越短越好。传感器的频率响应高，可测的信号频率范围就宽，而由于受到结构特性的影响，机械系统的惯性较大，因有频率低的传感器可测信号的频率较低。在动态测量中，应根据信号的特点(稳态、瞬态、随机等)响应特性，以免产生过大的误差26。(4)线性范围传感器的线形范围是指输出与输入成正比的范围。依理论上讲，在此范围内，灵敏度保持定值。传感器的线性范围越宽，则其量程越大，并且能保证一定的测量精度。在选择传感器时，当传感器的种类确定以后首先要看其量程是否满足要求。但实际上，任何传感器都不能保证绝对的线性，其线性度也是相对的。当所要求测量精度比较低时，在一定的范围内，可将非线性误差较小的传感器近似看作线性的，这会给测量带来极大的方便11。3.2 传感器的工作原理人体信号的采集方式在进行信号采集的时候，有几种方式可以选用，一种是非接触式采集，此种方式对人体无任何的影响，不会干扰被监测人的正常生活；一种是接触采集，信号的采集装置接触人体，甚至要置入体内，或多或少的影响到被测人的正常生活，所以测量传感器的选用就显得十分重要。根据几个信号的强弱，就知道被测人员健康情况。呼吸信号的采集来源于三个指标，分别是鼻呼吸、胸呼吸和腹部呼吸，健康的人一般是用鼻呼吸和胸呼吸，而当有异常情况时，主要是腹呼吸，而鼻呼吸和胸呼吸微弱，或全停止。所以对被监测人员的呼吸提取，就从鼻呼吸和胸呼吸、腹呼吸三个方面入手9。将呼吸信号转化为电信号的方式有几种，一是利用电阻应变片作为传感器，当有呼吸运动时，在运动的方上引起电阻的变化，从而采集到电信号，此种传感器的电阻材料主要是康铜丝和卡码合金，该种传感器的特点是线性误差小，长时间使用零点稳定性好。但该传感器的灵敏度受到电阻丝弯曲形状影响较大，在机械应力的作用下，使得材料本身的电阻率发生了较大的变化27。固态压阻式传感器是近年发展起来的新型传感器件，由于它的原理是基于半导体的压阻效应。所以也称之为半导体应变式传感器。半导体材料在机械应力的作用下，使得材料本身的电阻率发生了较大的变化，这种现象叫压阻效应。这与金属电阻的应变效应有本质的区别。晶体在应力的作用下，晶格间的载流子电子、空穴的相互作用发生了变化，半导体材料从能量的角度看，原子结构中的导带和价带之间的禁带宽度发生了变化，这就影响了导带中载流子的数目，同时又使载流子的迁移率发生了变化，因此晶体的电阻率发生了变化，半导体应变片的应变灵敏系数要比金属应变片大几十倍至一百多倍。通常把半导体应变式传感器称之为压阻式传感器。半导体晶片的压电效应的方向性强，对于一个给定的半导体晶片来说，在某一晶格方向上压电效应最显著，而在其它方向上压电效应就较小或不会出现7。半导体应变片目前主要有两大类型：体型半导体应变片，这种元件的应变片需要用特殊胶水来粘贴，精度受到影响；扩散式半导体应变片，它是应用扩散掺杂工艺，在一块芯片上一次完成，精度、可靠性都很高。目前被大量应用于医学测量等领域26。本研究就采用了该种器件。呼吸信号的采集原理如下，如图3.1所示：R-R+RTR+R+RTR-R+RTR+R+RT图3.1扩散压敏电阻式惠斯登全桥传感器 为了提高灵敏度，把扩散压敏电阻接成惠斯登全桥，并且把电阻值增加的两个电阻对接，以使电桥输出的灵敏度最大。 当有应力作用时，即有呼吸运动时，两个电阻的增量为R，另两个对接电阻减小量为-R，由于温度的影响，每个电阻都有R的变化量。根据图3.1，电桥的输出为： (3.1)整理后得 (3.2)当=0时 (3.3)当用恒压源供电时，电桥输出与R成正此，同时与恒压U成正此，也就是说电桥输出与电源电压的精度有关。事实上很难使RT =0,当RT 0时，电桥输出和温度呈非线性关系，所以恒压源供电不能消除温度漂移的影响。当用恒流源供电时，假设电桥两个支路电阻相等，即RABC=RADC=2(R+R)，则有 IABC=IADCI (3.4)因此，电桥的输出为 (3.5)整理后得 Uo=IR (3.6) 可见，输出和R成正比，同时也和电源电流成正比，即和恒流源供给的电流大小与精度有关。恒流源供电的优点是不受温度变化的影响。因此在本研究方案中，传感器的供电由恒流源提供。 还有一种方式是在被测人的褥子上安放压力及振动传感器、当被测人有呼吸运动时就可以感知到并转化为电信号，该种信号的选取方式虽然最方便于被测人员的生活，但是技术上要求高、研制费用昂贵，不适用于本研究19。 把传感器放在被测人员的鼻下方时，可以测量气流的变化也可以测量热敏电阻的变化，这样就可以得到鼻呼吸的信号。3.3 前置放大电路图设计3.3.1 放大器2B31从呼吸以及脉搏传感器传来的电压信号经过屏蔽导线输入到放大器的输入端。本研究选用了美国模拟器件公司生产的传感器接口模块2B31，该器件只要配接少量的外围器件，就可以适应于多种传感器，特别是电阻型传感器。2B31性能指标见表3.1，内部结构如图3.2所示： 传感器接口模块 2B31滤 波缓 冲放 大可 调 电 桥图3.2传感器接口模块2B31的内部电路该模块由四部分组成：仪器放大器、缓冲器、滤波器和可调激励源。它将用户设计传感器接口时所需的多种功能电路有机地结合起来，分别地完成对信号的处理，减小接口电路的体积、降低功耗、消除器件间的强干扰21。 模块的输入级为仪器放大器。它用来测量两个输入端12, 15脚之间的电压差，然后以所设置的增益进行放大。此仪器放大器的输入阻抗很高、失调低，漂移很小，见表3.1。通过调节在10, 11脚的电阻可以改变仪器放大器的增益。13、14脚接失调微调电阻，以减小失调。 在缓冲级，调节2, 3脚上的电阻可以实现块增益间的微调。此外，缓冲器也可以为器件提供高达1.5V的偏置，以适应多种传感器的需要。对于宽频带信号的测量，可以从缓冲器的1脚输出信号。三阶有源滤波器可以输出4-5V的电压和100A-lOmA的电流，也可以为电阻式传感器提供激励23。表3.1 2B31性能指标参数2B31J2B31K2B31L增益增益细调范围20%20%20%增益非线性0.01%max0.05%max0.025%max失调电压温漂G=1V/V150V/max75V/max50V/maxG=1000V/V3V/max1V/max0.5V/max其他值(3150/G)V/max(175/G)V/max(3150/G)V/max时瞟G=1000V/V3V/月3V/月3V/月偏置电流-0.6nA/-0.6nA/-0.6nA/输入失调电流（070）40pA/40pA/40pA/输入阻抗100M47pF100M47pF100M47pF输入电压范围最大不损坏电压130V130V130V线性输入10V10V10V输入噪声电压噪声0.012Hz 1Vp.pmax1Vp.pmax1Vp.pmaxG=1000V/V10100Hz 1Vp.p1Vp.p1Vp.p电流噪声0.012Hz 70pAp.p70pAp.p70pAp.pG=1000V/V10100Hz 30pAmin30pAmin30pAmin额定输出电压（2k负载）10Vmin10Vmin10Vmin电流5mAmin5mAmin5mAmin3.3.2 胸腹呼吸放大器应用设计(1)滤波器设计 由于胸腹呼吸均为低频信号，为了使得监测结果可靠，就需要滤除高频和工频干扰11。2B31模块设有三阶有源低通滤波器，如图3.4所示：图3.3中的RSEL1、RSEL2、RSEL3是用户选择电阻。不同的阻值可以得到不同的截止频率，满足不用的应用需要。如果要选择的截止频率为fc，当fc=30Hz时，则三只选择电阻为： RSEL1=11.6106/(2.67fc-4.34) (3.7)RSEL2=27.6106/(4.12fc-7) (3.8)RSEL3=1.05106/(0.806fc-1.3) (3.9)FRSEL3RSEL2 RSEL2RSEL1F图3.3 2B31模块设有三阶有源低通滤波器(2)增益调整 为了使放大器的输出电压能和单片机接口电路电压要求机匹配，就需要调节模块的增益以调整放大器的输出电压。在调节模块增益之前，要算出测量传感器电桥的输入信号的变化范围，确定模块的增益，然后根据公式：G=(1+940/Rg)2000/(Rf+16200) (3.10)估算出增益的粗调电阻Rg()和微调电阻Rf()值：将串有电阻的电阻箱分别接到模块的10、11脚上和2、3脚上，在放大器的输入端加上模拟信号，调节微、粗调电阻上串接的电阻箱，测量模块的输出值，使其达到要求22。(3)胸腹呼吸信号的放大电路如图3.4所示，为胸腹呼吸放大器：1FP1口2B31图3.4胸腹呼吸放大器由图3.4可以看出，2B31用于半导体应力传感器非常简单。在这种应用中，传感器用电流源供电，具有更好的温度稳定性。调整2、3脚之间的电阻值，可以将输入电压调整到0-5V之间的输出脉信号，送到P0口6。(4)鼻呼吸信号的放大电路图3.5所示为鼻呼吸放大电路：787k2B31图3.5鼻呼吸放大电路将鼻热敏电阻接在15、12脚之间，由19、23脚提供恒流激励，由于它本身具有高阻抗，可以消除由线上的电压降引起的测量误差，调整2、3脚的电阻，实现电压增益的调整。使输出电压随呼吸的频率成0-5V的脉冲输出，给单片机P0口。4 心音心电数据采集电路设计4.1 心音心电的介绍 心音、心电是人体重要的生理信号，载有人体心血管系统的生理、病理信息。随着计算机技术和数字信号处理技术的发展，对心音、心电信号的定量分析工作取得了很大进展，但对心音、心电信号的量化分析，需要有大量可靠心音、心电数据样本。因此，准确、可靠的数据采集就显得十分重要。心音和心电信号均属于微弱的非平稳信号，且极易受外界干扰。本文介绍了一种能安全、有效地采集心音、心电信号的电路设计。该电路具有50Hz工频干扰陷波、集中在35Hz左右的人体肌电干扰陷波、精密的放大、滤波电路及光电隔离等环节，在保证了采集过程中病人的安全的同时，较好地解决了外界干扰问题，具有采集数据准确可靠、噪声小、成本低等特点。4.2 系统框图 心音心电采集电路分为心音和心电两个回路，每个回路分别由传感器、前置放大器、光电隔离电路、滤波电路、电平偏移电路、后置放大电路等部分组成，系统框图如图1所示。鉴于心音的频率范围为5Hz600Hz，要在提取微弱的心音信号的同时尽量避免外来的干扰信号，因此，我们将灵敏度较高、抗干扰能力较强的听诊器改装为心音传感器。由于心音是一种弱的机械振动，心音传感器接收到的信号很微弱且混有低频(50Hz工频干扰、35Hz左右的人体肌电干扰等)、外界高频干扰等信号，要获取干净的心音信号，需要高精度放大、带通滤波(51500Hz)、陷波(35、50Hz)等电路以滤除干扰信号。同时，我们加了后置放大电路，便于调整心音信号的幅度。人体心电信号是频率范围约为005150Hz，幅度约为04mV的微弱信号，心电信号由专用电极拾取。心电回路处理与心音回路类似，只是带通滤波范围为：005150Hz。 4.3 主要电路结构 4.3.1 前置放大电路前置放大电路是心音心电数据采集的关键环节，具体电路如图2所示，由于人体心音心电信号比较微弱，而且心音心电信号中通常混有其他生物电信号。如集中在3514z左右的人体肌电干扰，50Hz的工频干扰等-使得心音心电噪声背景较强，测试条件比较复杂。为不失真地检测出有临床价值的干净心音心电信号，往往要求心音心电采集系统具有高精度，高稳定性，高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声及强抗干扰能力等性能。而前置放大电路是心音心电数据采集的关键环节。本设计采用AD公司仪用放大器AD620作为前置放大器，AD620输入端采用超p处理技术，具有低输入偏置电流、低噪声、高精度、较高建立时间、低功耗等特性，共模抑制比可达130dB，非常适用于医疗仪器放大器使用，其增益可调(范围约l10000倍)并可由公式G=1+494kOR 来确定脚。4.3.2 带通滤波电路带通滤波电路由低噪声双运算放大器NE5532构成。将图3示有源低通滤波电路和图4示有源高通滤波电路组合成带通滤波电路。图3中R42，R43，R44，R45。(242，C43，C44，(245构成截止频率，=5k Hz四阶巴特沃斯低通滤波器，该滤波电路转移函数为4.3.3 50Hz陷波电路 工频干扰是心音心电的主要干扰，虽然前置放大电路对共模干扰有较强的抑制作用，但有部分干扰是以差模方式进入电路的，且频率处于心音心电信号的频率范围内，因此，前级电路输出的心音心电信号仍然存在很大的工频干扰，所以必须专门滤除。如图5所示，R61，R62，R63，C61，C62，C63，u25A，U25B构成50HZ陷波电路，选C-O068uF，则R的阻值可由：F=12xRC=50Hz计算得R=471ct)，经实验调试，该电路中心频率为4991-Iz50H之间，陷波深度为80dB，3dB带宽约为17Hz，陷波效果比较理想I”。4.3.4 光电隔离电路由于考虑到采集过程中病人的安全及外界电气干扰，该电路在强电信号(220v交流电)与弱电信号(心音心电信号)之间都采用光电隔离技术。使用DCP010512DP5V输入13CI)C变换器给信号放大电路部分供电，隔离了强电信号与人体的直接接触。使用芯片IS0175P切断了信号放大电路和后级电路的直接联系，借助光信号实现了弱电信号的隔离传输。图6,7为芯片典犁连线图：4.3.5 电路调试及结果 该电路调试过程中都采用人体心音心电进行实调输出使用泰克(Tektronix)公司TDS210进行脏视，信号功率放大由末端电位器控制。50Hz陷波电路由Tektronix公司AFG310提供信号源。现该电路已经投入使用，并已采集了大量可靠病例和正常心音心电数据。下图8为基于LabVIEW61自行开发的心音心电采集程序界面。采集效果如图所示，上半部分为心音采集实图，下半部分为心电采集实图，使用表明，该电路稳定可靠，结果非常理想。图5 单片机部分的设计5.1 单片机部分的组成 ATmega16是基于增强的AVR RISC结构的低功耗8 位CMOS微控制器。由于其先进的指令集以及单时钟周期指令执行时间，ATmega16 的数据吞吐率高达1 MIPS/MHz，从而可以缓减系统在功耗和处理速度之间的矛盾。 ATmega16 AVR 内核具有丰富的指令集和32 个通用工作寄存器。所有的寄存器都直接与算逻单元(ALU) 相连接，使得一条指令可以在一个时钟周期内同时访问两个独立的寄存器。这种结构大大提高了代码效率，并且具有比普通的CISC 微控制器最高至10 倍的数据吞吐率。 ATmega16 有如下特点:16K字节的系统内可编程Flash(具有同时读写的能力，即RWW)，512 字节EEPROM，1K 字节SRAM，32 个通用I/O 口线，32 个通用工作寄存器，用于边界扫描的JTAG 接口，支持片内调试与编程，三个具有比较模式的灵活的定时器/ 计数器(T/C),片内/外中断，可编程串行USART，有起始条件检测器的通用串行接口，8路10位具有可选差分输入级可编程增益(TQFP 封装) 的ADC ，具有片内振荡器的可编程看门狗定时器，一个SPI 串行端口，以及六个可以通过软件进行选择的省电模式。 工作于空闲模式时CPU 停止工作，而USART、两线接口、A/D 转换器、SRAM、T/C、SPI 端口以及中断系统继续工作；掉电模式时晶体振荡器停止振荡，所有功能除了中断和硬件复位之外都停止工作；在省电模式下，异步定时器继续运行，允许用户保持一个时间基准，而其余功能模块处于休眠状态； ADC 噪声抑制模式时终止CPU 和除了异步定时器与ADC 以外所有I/O 模块的工作，以降低ADC 转换时的开关噪声； Standby 模式下只有晶体或谐振振荡器运行，其余功能模块处于休眠状态，使得器件只消耗极少的电流，同时具有快速启动能力；扩展Standby 模式下则允许振荡器和异步定时器继续工作。 本芯片是以Atmel 高密度非易失性存储器技术生产的。片内ISP Flash 允许程序存储器通过ISP 串行接口，或者通用编程器进行编程，也可以通过运行于AVR 内核之中的引导程序进行编程。引导程序可以使用任意接口将应用程序下载到应用Flash存储区(ApplicationFlash Memory)。在更新应用Flash存储区时引导Flash区(Boot Flash Memory)的程序继续运行，实现了RWW 操作。 通过将8 位RISC CPU 与系统内可编程的Flash 集成在一个芯片内， ATmega16 成为一个功能强大的单片机，为许多嵌入式控制应用提供了灵活而低成本的解决方案。ATmega16 具有一整套的编程与系统开发工具，包括：C 语言 编译器、宏汇编、 程序调试器/ 软件仿真器、仿真器及评估板。12。5.1.1 ATmega16ATmega16对各单元电路的控制如图4.1所示为控制系统管脚连接图：图4.1硬件接口电路Pl.0接收来自于脉搏跳动的信号，Pl.1接收来自于鼻呼吸的信号，Pl.2接收来自于胸呼吸的信号，Pl.3接收来自于腹呼吸的信号。P0.4接收来自于PH8810的38脚的掉线信号，判断线路忙否，P0.5接收来自于PH8810的9脚的振铃信号，判断拨通否，P0.0输出片选信号给PH8810的15脚，P0.1输出CLK信号给PH8810的17脚，P0.2输出DATA串行拨号数据给PH8810的16脚。P0.6输出高电平时控制语音芯片播出音频报警信号给PH8810的13脚，低电平时语音芯片不工作，P0.7输出高电平时，射频报警电路工作，低电平时，射频报警电路不工作12。AT89C52是一种带SK字节闪烁可编程可擦除只读存储器(FPEROM-FlashProgrmamable and Erasbale Read only Memory)。其为低电压、高性能CMOS8位微处理器。该器件采用ATMEL高密度非易失性存储器制造技术制造，与工业标准的MCS-51指令集及输出管脚相兼容。由于将多功能8位CPU和闪烁存储器组合在单个芯片中，ATMEL的AT89C52是一种高效微控制器，为很多嵌入式控制系统提供了一种灵活性高且价廉的方案。5.1.2 主要特性u 高性能、低功耗的8位AVR微处理器 l 先进的RISC 结构 l 131条指令 l 大多数指令执行时间为单个时钟周期 l 32个8位通用工作寄存器 l 全静态工作 l 工作于16MHz时性能高达16MIPS l 只需两个时钟周期的硬件乘法器 l 非易失性程序和数据存储器 l 16K 字节的系统内可编程Flash，擦写寿命: 10,000次 l 具有独立锁定位的可选Boot代码区，通过片上Boot程序实现系统内编程，真正的同时读写操作 l 512 字节的EEPROM，擦写寿命: 100,000次 l 1K字节的片内SRAM l 可以对锁定位进行编程以实现用户程序的加密 l JTAG 接口( 与IEEE 1149.1 标准兼容) l 符合JTAG 标准的边界扫描功能 l 支持扩展的片内调试功能 l 通过JTAG 接口实现对Flash、EEPROM、熔丝位和锁定位的编程 外设特点 u 两个具有独立预分频器和比较器功能的8位定时器/计数器 l 一个具有预分频器、比较功能和捕捉功能的16位定时器/计数器 l 具有独立振荡器的实时计数器RTC l 四通道PWM l 8路10位ADC，8个单端通道，2个具有可编程增益（1x, 10x, 或200x）的差分通道 l 面向字节的两线接口 l 两个可编程的串行USART l 可工作于主机/ 从机模式的SPI 串行接口 l 具有独立片内振荡器的可编程看门狗定时器 l 片内模拟比较器 u 特殊的处理器特点 l 上电复位以及可编程的掉电检测 l 片内经过标定的RC振荡器 l 片内/片外中断源 l 6种睡眠模式: 空闲模式、ADC 噪声抑制模式、省电模式、掉电模式、Standby 模式以及扩展的Standby模式 u I/O和封装 l 32个可编程的I/O口 l 40引脚PDIP封装, 44引脚TQFP封装, 与44引脚MLF封装 u 工作电压: l ATmega16L：2.7 - 5.5V l ATmega16：4.5 - 5.5V u 速度等级 l 8MHz ATmega16L l 0-16MHz ATmega16 u ATmega16L在1MHz, 3V, 25C时的功耗 l 正常模式: 1.1 mA l 空闲模式: 0.35 mA l 掉电模式: 1 A5.1.3 管脚说明：引脚名称 引脚功能说明 VCC 电源正 GND 电源地 端口A(PA7.PA0) 端口A 做为A/D 转换器的模拟输入端。端口A 为8 位双向I/O 口，具有可编程的内部上拉电阻。其输出缓冲器具有对称的驱动特性，可以输出和吸收大电流。作为输入使用时，若内部上拉电阻使能，端口被外部电路拉低时将输出电流。在复位过程中，即使系统时钟还未起振，端口A 处于高阻状态。 端口B(PB7.PB0) 端口B 为8 位双向I/O 口，具有可编程