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智能健康监护仪的研究,智能,健康,监护,研究
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毕业设计（论文）中期报告系别班级学生姓名指导教师课题名称：智能健康监护仪的研究 简述开题以来所做的具体工作、取得的进展及下一步主要工作：在毕业设计的最初阶段, 认真阅读资料，了解智能健康监护仪的研究基本原理及应用前景。这期间我主要进行了以下几步:（1）、查找整理资料，学习相关知识。（2）、经过查阅相关资料，让我对相关知识有了进一步的认识。（3）、以查找到的资料为基础，设计方案。本项目采用3G技术，设计出一种创新型的网络式监护装置，是一种创新型的精致的健康智能监护仪。健康智能监护仪由专用传感器构成，对所需要监测的人体生理指标比如体温、血压、脉搏、体温、血氧饱和度等数据进行采集。本项目包含以下主要内容：3G技术，体温测量技术，脉搏测量技术，血压测量集成技术，心电测量集成技术。下一步的主要任务:（1）、对查找的相关资料进行分析筛选。（2）、对各个方案进行对比论证，确定最终方案。（3）、翻译该毕业设计的技术资料，撰写论文。 学生签字： 2010 年 5 月 15 日指导教师的建议与要求： 指导教师签字： 年 月 日注：本表格同毕业设计（论文）一同装订成册，由所在单位归档保存。毕业设计（论文）任务书题 目(包括副标题)智能健康监护仪的研究教师姓名职 称系 别学生姓名学 号班 级成果形式A论文 B设计说明书 C实物 D软件 E作品 任务下达时间2009.10.221毕业设计（论文）课题任务的内容和要求：（包括原始数据、技术要求、工作要求以及图纸、程序、实物等要求）毕业设计主要内容：本项目采用3G技术，设计出一种创新型的网络式监护装置，是一种创新型的精致的健康智能监护仪。健康智能监护仪由专用传感器构成，对所需要监测的人体生理指标比如体温、血压、脉搏、体温、心电等数据进行采集。在异常的生命指征信号出现时，患者本人可以采取一些自救措施，同时也可以通过远程通信，将患者的状况通知到患者的家属及社区医生，此时医生也可以通过网络给患者或其家属简单的应急医嘱，使患者能够得到及时的诊断和救治。采用的主要技术：本项目采用3G技术，体温测量技术，脉搏测量技术，血压测量集成技术，心电测量集成技术。成果性能指标：脉搏：测量范围：0-255bpm，分辨率：1bpm，精度：1bpm。血压：测量范围:0-100%，分辨率：1%，精度： (70-100%)1%；（0-69%）2%。体温：测量范围:30.543.5，分辨率：1%，精度：0.1。2毕业设计（论文）工作进度计划：周 次工作内容早进入阶段第一周第二三周第四九周 第十十二周查找资料、学习相关知识，确定框架。继续查找资料，对收集的资料进行整理，规划。以查找到的资料为基础，设计方案。对各个方案进行对比论证，确定最终方案。最后阶段需要做的就是总结论文、将论文做最后的修改，准备好答辩。教研室（学科组）主任签字： 摘要随着生活水平的不断提高，人们对健康保健和常规检查越来越重视。而且社会老龄化的不断加剧，老年人健康问题也成为了深受社会关注的问题。但是目前的医疗设施水平还远远不能满足社会需求。因此，研究一种新的医疗设备势在必行。智能健康监护仪就成为解决上述问题的有效途径。本文研究的智能健康监护仪可以实现对病人血压、体温、心电、心音、脉搏等参数的实时监护，具有良好的可扩展性和灵活性。本智能健康监护仪可对多项人体生理参数（体温、血压、脉搏、心电、心音）进行采集和分析，从中得到关于用户健康状况的信息。同时，本系统还可通过多种接口将信息传送至PC，并可以通过3G网络将信息发送至手机等移动式设备。本产品扩展性强、便携、易用，在个人保健等方面有较好的发展前景。本文研发的智能健康监护仪克服了传统监护仪体积大、附件多、有线检测传输方式、组网不方便、检测参数单一等缺点。其主要功能包括人体血压、心率、体温、脉搏、心音等生理参数的检测和显示，并提供无线接口，用户可以转发监护仪上传的健康数据。关键词：监护仪；3G网络；生理参数；心音测量；检测传输ABSTRACTWith the continuous improvement of living standards, people pay more attention to the health and regular examination . And the growing aging society, the elderly health problems have become a popular social concerns. However, the current level of health care facilities can not satisfy the needs of society. Therefore, the study of a new medical equipment is imperative. Intelligent health monitor has become an effective way to resolve these issues. In this paper, intelligent health monitor allows the patient blood pressure, body temperature,heart sounds, pulse and other parameters of the real-time monitoring, has good scalability and flexibility. The intelligent health monitor can a number of physiological parameters (body temperature, blood pressure, pulse, ECG, heart sound) for collection and analysis, derive information on the health status of the user. At the same time, the system can transmit the information through a variety of interfaces to the PC, and can send information through the 3G network to the mobile phone or mobile device. This product is extensible, portable, easy to use, in the personal care such as better prospects for development. This paper, the intelligent health monitor to overcome the traditional bulky monitors, accessories and more, cable test transmission, networking is not convenient, single test parameters and other shortcomings. Its main functions include human blood pressure, heart rate, body temperature, pulse, heart sound detection and other physiological parameters and display, and wireless interfaces, the user can transmit monitor upload health data. Keywords: Monitor; 3G network; physiological parameters; heart sound measurement; test transmission目 录引言11 国内外的研究现状31.1国内的研究和开发现状31.2国外的研究和开发现状31.3本文的主要工作和研究内容42智能健康监护仪的总体设计方案52.1功能描述52.2总体设计方案52.3智能健康监护仪的硬件系统设计62.4 S3CEB2410开发板介绍73心电信号采集及调理模块电路设计93.1心电信号波形及特点93.2心电信号采集及调理电路具体实现104心音信号调理模块电路设计144.1心音信号波形及特点144.2心音信号采集及调理电路具体实现145体温信号调理模块电路设计175.1温度传感器的选择175.2体温信号采集及调理电路具体实现176脉搏信号调理模块电路设计196.1脉搏信号特点196.2脉搏信号采集及调理电路具体实现197血压信号调理模块电路设计217.1血压检测方法217.2血压信号采集及调理电路具体实现228生理信号采集板电路设计27结 论29参考文献30致 谢32I引 言随着我国国民经济的发展，人们对健康关注程度在不断提高。诸如痢疾、鼠疫等特定传染病已经得到了有效控制，主要疾病也逐渐从急性传染病变为慢性传染病。诸如高血压、心脏病、糖尿病和癌症等疾病的防治与愈后康复，已成为需要解决的主要问题。世界卫生组织估算，慢性疾病的发病率呈现快速上升趋势，预计到2020年，慢性病将成为人类失能（Disability）的主要原因。人口的老龄化是一种全球性的发展趋势，中国也不例外。1990年以来，我国老龄人口以平均每年3.32%的速度增长，2000年我国60岁以上人口达1.3亿，占我国总人口的10.09%，全国开始进入老龄化社会。据推测，2025年我国老龄人口将达到20.00%，2050年将达到25.50%。我国人口结构由成年型转向老年型，发展速度之快，老年人口之多，世界罕见。老龄人口的增加将给社会生活的许多方面，尤其给健康护理带来巨大的压力。我国老年人的健康状况不容乐观。根据各地老年人健康普查表明，无重要脏器疾病的所谓健康老年人仅占2025%。老年人患病率高，发病率较高的慢性病依次为高血压、糖尿病、慢性支气管炎肺气肿、关节炎等。根据我国城市老年人医疗服务调查，老年人2周就诊率为23.75%远远高于其他年龄组14.66%的水平;老年人住院率为7.62%，比其他年龄4.36%高得多。另外，据中国零点调查公司的统计资料显示，目前我国城市空巢老人家庭已占整个老年家庭的一半以上。如何保证他们家居生活的健康，提高生活质量，减少护理费用，是一个非常值得关注的问题。我国目前的医疗状况是患多医少、看病难、费用高。因此，健康监护成为了一个重要课题。但现有的监测仪器大多基于台式机，成本高、体积大、移动不灵活，仅限于固定场所对病人进行监护和病情分析，且大多数为国外产品，设备费用较为昂贵，只在较为大型的医疗机构里才能配备，不能满足人们的需求，智能健康监护仪能有效解决这一问题。目前也有人在研制健康监护仪，但大多基于单片机，功能有限。因此研制成本低、体积小、方便灵活、功能强大、能够实现家庭与医疗机构之间的数据远程传输的健康监护仪器具有很强的现实意义和较大的实用价值。拥有智能健康监护仪，人们可以根据数据自己判断被监护人员的身体状况。对于大病初愈的用户，可以观察到手术和治疗效果；对于慢性病就可以在早期得以发现，医生采取相应的医疗措施进行解决；对于突发型病，监护人可以采取一些自救措施，同时也可以通过远程通信，将监护人的状况通知到监护人的家属及通知到社区医生甚至通知到医院的医生，此时医生也可以通过网络给监护人或其家属简单的应急医嘱，使监护人能够得到及时的诊断和救治。本文基于以上原因，研究一种能对心电、血压、体温等生理参数进行长期监测的智能健康监护仪，以满足患者在家中对身体状况进行监护的要求，同时由于现在社会的快节奏，许多人缺少锻炼，处在亚健康状态，中国医师协会的统计数据表明，我国目前真正生病的人数占15%，真正健康的人也占15%，70%的人都处于亚健康状态。因此亚健康者也会成为家庭监护的监护对象，通过对亚健康者的生理参数进行监护有助于疾病的早期发现和及时治疗。综上所述，智能健康监护仪的主要服务对象为：1手术后在家中恢复的病人。2残疾人和老年人。3高发病人群。4健康人的家庭监护。34天津职业技术师范大学2010届本科生毕业设计1 国内外的研究现状智能健康监护仪以其特有的优越性，得到了世界各国政府和研究机构的重视。尤其是近几年，随着科技的不断进步，其优越性更加明显，成为各国解决社会老龄化问题，节约医疗开支和提高国民生命质量的重要途径。1.1国内的研究和开发现状我国在这一领域的研究起步较晚，但也取得了一定的成果。如深圳普泰科技有限公司(深圳职业技术学院)，推出一种家庭健康监护系统，系统由嵌入式监测仪、家庭端PC机、医生端PC机和后台网络服务器组成，能对家庭成员的体温、血压、脉搏和心电图等多种人体生理指标进行监测，监侧内容可传到后台网络服务器上，医生在网上即可进行分析并反馈咨询意见。以上系统代表了国内目前该研究领域的较高水平，但是这些系统的家庭端为“PC+监护仪”的结构，监护仪多用8位单片机实现，不能脱离PC工作，这在一定程度上制约了其发展和推广。总之，我国医用监护仪在特殊品种和某些性能指标上尚存在差距；在外壳设计和工艺、主要硬件结构和功能指标方面，已经达到或接近国外先进产品水平可以满足一般临床需要，部分产品和指标甚至达到国际领先。但是，至今没有研发出便于携带的智能健康监护仪。1.2国外的研究和开发现状国外较早的开展了这一领域的研究，并取得了很多优秀成果。国外几个大的公司，GE、西门子、飞利浦等代表着国际医用监护仪的一流技术水平，相继推出了自己的多参数监护系统，如荷兰Philips的Home-base Telemonitoring system,英国 Home Telehealth Limited的CareCompanion Home Monitoring System以及美国Ameriean Teleeare的Lireview Video Patient Monitor System等。这些系统应用了目前较先进的计算机技术及通信技术，能够根据病人需要配置监护参数，实现多参数的实时监护。但是这些系统都是采用声耦合方式调制到音频使用电话线传输，生理参数模块通过串口连接终端，且整个设备的价格不菲，不适应我国的国情。同样，他们现在也没有研发出体积小的健康智能监护仪。天津职业技术师范大学2010届本科生毕业设计1.3本文的主要工作和研究内容在参阅大量相关文献的基础上，研制一款便携式的智能健康监护仪。该智能健康监护仪能对患者进行实时监护，包括对心电、心音、脉搏、体温等生理信号的采集、显示、分析处理、网络传输等。该监护仪能通过因特网实时的将数据传输到监护中心，以实现远程实时监护，监护中心端软件实现包括对各病人生理信号数据的接收、显示、管理、分析处理等。本项目研究包括心电、血压、脉搏、体温、呼吸、脑电等生命指征信号提取、识别及传输方法；研制人体生命指征信号检测处理模块；开发基于远程医疗信息交互系统。天津职业技术师范大学2010届本科生毕业设计2智能健康监护仪的总体设计方案2.1功能描述本项目采用3G技术，设计一种创新型的网络式监护装置，是一种创新型的智能健康监护仪。智能健康监护仪由专用传感器构成，传感器对所需要监测的人体生理指标比如血压、脉搏、体温、心电、心音等数据进行采集。通过Internet网络可以将数据传输至远程医疗监护中心，由专业医疗人员对数据进行统计观察，提供必要的信息反馈和咨询服务，实现智能健康监护。此款智能健康监护仪具有外观精致，小巧玲珑，便于携带，操作方便、简单，检测准确，性价比高等特点。它使得被监护人能够拥有较多的自由活动空间，在获得较准确的测量指标的同时，免除人们在家庭与医院之间奔波的劳苦。在异常的生命指征信号出现时，患者本人可以采取一些自救措施，同时也可以通过远程通信，将患者的状况通知到患者的家属及通知到社区医生甚至通知到医院的医生，此时医生也可以通过网络给患者或其家属简单的应急医嘱，使患者能够得到及时的诊断和救治，为个体、社区的远程医疗服务。同时，智能健康监护仪，通过Internet网络可以构建远程医疗信息网，不仅有利于发达地区的人获得保健服务，也有利于贫困地区的人获得必要的医疗健康服务。她将面向个体、面向社区，是移动医疗与远程医疗网络的关键技术之一，是医疗、社区服务领域的发展方向。2.2总体设计方案本系统由血压、心音、脉搏、心电、温度传感器、模拟信号处理部分、数字信号处理部分、数据通信部分、语音告警及LCD显示等六部分组成，除完成对血压、体温、脉搏、心电、心音进行检测监护外，还有语音告警、蓝牙传输、数据储存等功能。该系统可对生理参数的实时采集和处理，并将生理参数和处理结果无失真的传送到医院服务器。医院服务器将智能终端传送来的数据存储并显示，供医生进一步分析诊断。医生可将诊断结果和意见通过网络发送给智能终端。诊断结果可在终端上显示，供病人或监护对象参考。多参数检测系统由腕带和附着在腕带上的监测盒组成，采用双微处理器，MCU-2完成各项生命指征信号采集和分析，MCU-1完成人机交互和数据通信。智能健康监护仪检测终端的整体设计方案如图2-1、图2-2所示：图2-1 智能健康监护仪检测终端方案（MCU-1）图2-2 智能健康监护仪检测终端方案（MCU-2）2.3智能健康监护仪的硬件系统设计天津职业技术师范大学2010届本科生毕业设计本系统的主机MPU采用Samsung公司生产S3C2410处理器，S3C2410处理器为ARM920T内核CPU，最高支持的频率达200M，并具有MMU虚拟内存管理单元，可以轻松的运行起嵌入式Linux，同时拥有丰富的片内外设，具有很高的性价比。图2-3为硬件系统总体框图，由于S3C2410芯片内部己经包含了UART、LCD、网卡、SDRAM、FLASH等驱动控制器，这样就大大简化了主机的外围电路，而且采集卡利用了ATmega8单片机上集成的A/D采集和串口通信，只要设计了生理信号调理电路就能完成采集卡的电路设计，总体电路简洁，可以实现监护仪的小型化要求。图2-3硬件系统总体框图2.4 S3CEB2410开发板介绍现在国内基于三星的S3C2410的开发平台大多采用三星公司的公板架构，因为采用公板架构在成本、稳定性等方面有保证，而且国内外的资料也比较多，如韩国的MIZI公司网站等，都有公开的资料可以获得，所以我们可在开发阶段时采用开发板制造公司己经做好的开发板，当产品在开发板上已经调试成功，我们再在这个开发板电路的基础上进行删减及改进，最后完成总体电路板的设计。在国内的开发板的价格较低的前提下，这可以在一定程度上降低开发的成本。因此在本次开发中，为降低开发成本并缩短开发和调试时间，我们选用深圳市英蓓特S3CEB2410开发板作为主机的开发平台。它的CPU为S3C2410处理器，并具有丰富的板载资源和各种外围接口设备，完全可以满足开发此系统的硬件要求。开发板主要资源如下:系统时钟:使用外部12MHz晶振，CPU内部倍频至200MHz+;Intel Strata Flash : E28F128J3 A 16MBATMEL公司的ZMbyteNORFLASHAT49BV1614A(兼容AMD公司 ZM/4MbyteNOR FLASHAM29LV16ODB/320DB)SDRAM:64Mbyte(32MbyteXZ).3通道UART串口接口，还可跳接为MODOM方式.2通道 USBHOST和1通道 USBDEVICE.Smart Media Card控制器.JTAG接口.640X48OTFT触摸屏LCD.SD卡/MMC卡主机控制器.8通道10位ADC模数转换接口.SPI接口.HS数字音频输入/输出接口.10M以太网接口.EXBUS全扩展接口在进行开发工作时，将开发板与其配套的JATG仿真器Unet1CE相结合进行开发，当编写完应用程序后，用Unet ICE将可执行文件下载到开发板上调试。最后当完成程序的开发工作，用Unet ICE将程序固化到开发板的 NAND Flash中。3心电信号采集及调理模块电路设计3.1心电信号波形及特点心脏各部分兴奋过程中出现的电位变化的方向、途径、次序和时间等均有一定规律。由于人体为一个容积导体，这种电位变化亦必然扩布到身体的表面。鉴于心脏在同一时间内产生大量电信号，将心脏产生的电位变化以时间为函数记录下来，这记录曲线称为心电图(ECG)。图3-1所示为典型心电波形图。心电图反映心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。图3-1典型心电波形图正常心电图波形包括:1.P波:一般为钝形，有时有轻度切迹但波峰间距小于0.03秒。VIVZ导联顶部尖。宽度:0.06-0.115，高度:小于O.25mV。2.PR间期:0.12-0.205，不同导联测量的P-R间期可略有差别。3.QRS波群:正常时有些导联可出现小Q波，但其深度小于0.25R，宽度小于0.045。宽度:0.06-0.105，高度:V1的R波小于10mV，VS的R波小于25mV。4.ST段:正常人的ST段下移不超过0.05mV，ST段上升不超过0.lmV。而V1-V3上升不超过0.3mV。5.T波:波形平滑不对称，上升慢而下降快。高度:QRS主波向上的导联T波不应低于同导联R波的1/10。6.QT间期:正常人当心率在60-100次/分时，QT间期正常值为0.32-0.445。因此心电信号是由P、QRS、T波和静息期组成，各波频率特性不尽相同。它是一种非平稳信号，在采样过程中，常常掺杂各种噪声和干扰。心电信号的主要特点是:微弱:mv级;超低频:心电的主要成分 50Hz;信噪比低，对放大器要求严格;3.2心电信号采集及调理电路具体实现心电数据采集及调理模块包括前端放大和右腿驱动电路、高通滤波电路和二级放大电路、二阶低通滤波电路、双T有源陷波器、电平提升电路等。总体设计框图如图3-2所示。图3-2心电采集电路框图1.前端放大、右腿驱动电路设计由于心电信号的微弱、干扰大、低频等特性，所以在进行心电前级放大电路的设计中，对放大器的选择有严格的要求，如:高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声，低漂移等特性。为了满足这些要求，本设计中选择ADI公司生产的仪用放大器AD620A作前级放大芯片。AD62OA是一款低价格、高精度的仪用放大器，有非常优良的性能，是生物放大器设计中的经典之作。由于AD620A的低功耗、低电压和小封装使其在便携式仪器应用中非常有用;同时，低偏置电流、低电流噪声和低电压噪声等优良性能增强了它的动态性能。一般来说，共模抑制比(CMRR)随增益(G)增大而有所提高，但考虑到前置级对整个放大电路噪声的贡献，放大器的噪声性能一般随第一级增益的提高而明显变差，特别是集成器件噪声性能一般比分立元件差。因此第一级增益不宜取值过度，一般G20为宜。本文将前置放大增益设置为7。由式3-1可确定R。(RS)的值为8.25K。 (3-1)另外为增加人体和仪器在使用时的安全性，在左右手的导联输入与前置放大器之间增加了由二级管Dl、D2、D3、D4组成保护电路。当正常情况下的工频共模干扰可达300mV左右，而两个反向并联的硅二极管的导通电压为士600mV左右，因此在正常情况下二极管是处于截止状态，不会影响心电信号的采集，只有当两个输入导联的电压超过保护电压的闭值时，二极管才处于导通状态，保护人体和仪器不受损坏。为提高前置放大器的共模抑制效果，本文采用了右腿驱动电路取代直接接地，它是心电信号提取中非常有用的方法，这种方法能够使50Hz共模工频干扰电压降低到1%以下。而且不会损失心电信号中的50Hz的有用信号成分，与右腿接地的方法比较，右腿驱动技术对抑制交流干扰的效果更好，但由于存在交流干扰电压的反馈环路，经过人体形成不安全因素，因此在使用时需外接限流电阻R z，本文R z取220K。图3-3为前置放大、右腿驱动电路。图3-3前置放大、右腿驱动电路2.二级放大、滤波电路及电压提升电路设计心电放大的倍数一般在1000倍左右，经过前级放大器的放大，信号还需要进一步放大;为了去除心电信号中的低频、高频和50Hz的工频干扰信号，还需要进行高通、低通和陷波等模拟滤波器的设计。图3-4为高通滤波、二级放大、有源二阶低通滤波电路电阻R7、RS、R9及放大器U3构成了一个同相放大器，放大增益由式3-2确定 (3-2)图3-4高通滤波、二级放大、有源二阶低通滤波电路由于ECG信号带宽为0.05-250HZ，因此在本文设计的高通滤波器的下限频率fL为0.05HZ，低通滤波器的上限频率坛为250Hz。在设计滤波器时，因为电容标称值的分档较少，比较难配，一般从选定电容器入手，电阻相对分档较多，相对好配。在选配电容时可根据频率按照表3-1选择适当电容值。表3-1滤波器工作频率与电容值选择对应表f(1-10)Hz(10-102)Hz(102-103)Hz(1-10)kHz(10-102)kHz(102-103)kHzc(20-10)uF(10-0.1)uF(0.1-0.01)uF (104-103)pF(103-102)pF(102-10)pF上图中C2、R6构成了一阶高通滤波器，其下限频率由式3-3计算可得。 (3-3)低通滤波器采用了适合于生理信号特征的巴特沃兹有源二阶滤波器，它由电阻R10、R11、R12、R13，电容C3、C4及放大器U4组成，其上限频率由式3-4计算可得。 (3-4)工频干扰在生理参数采集中的干扰是最为普遍的，为消除工频千扰(我国工频干扰为50Hz)对ECG信号的采集时的影响，在本设计中加入了双T有源陷波器，可以把频带中50Hz的信号分量滤除，但它同时也会滤除所采集的ECG信号中有用的50Hz信号分量，因此在工频干扰不大或消失的情况下，应将此滤波器在ECG信号调理电路中切除，本设计采用跳线的方法来实现。电路如图3-5所示，其滤除频率f由式3-5确定。 (3-5)图3-5双T有源带阻滤波电路当ECG信号经过上述的处理后仍然不能直接送到ATmega8进行A/D转换，因为此时的ECG信号虽然在幅值上已经满足要求，但其变化范围还处在士2.5V之间(本设计的幅值要求5V)而ATmega8的A/D输入范围为O-5V之间，所以还要将ECG信号提升到A/D电路图的输入范围之内，在本设计中用反向加法器来实现这一功能，图3-6为具体为保护采集板电路，在最终输出端并接一个5V的齐纳二级管。图3-6电压提升电路至此完成心电采集及调理模块的电路设计，此时的ECG信号可直接加到采集板进行A/D转换。4心音信号调理模块电路设计4.1心音信号波形及特点心音 (heart sound)指由心肌收缩、心脏瓣膜关闭和血液撞击等引起的振动所产生的声音。它可在胸壁一定部位用听诊器听取，心室壁、大动脉壁也可用换能器等仪器记录心音的机械振动，称为心音图。每一心动周期可产生四个心音，一般均能听到的是第一和第二心音。第一心音发生在心缩期，标志心室收缩期的开始。于心尖搏动处(前胸壁第5肋间隙左锁骨中线内侧)听得最清楚。其音调较低(40-60HZ)，持续时间较长(0.1-0.12秒)，较响。心室收缩力愈强，第一心音愈响。第二心音发生在心舒期，标志着心室舒张期的开始，它分为主动脉音和肺动脉音两个成分，分别在主动脉和肺动脉听诊区(胸骨左、右缘第二肋间隙)听得最清楚。其音调较高(60-100HZ)，持续时间较短(0.08秒)，响度较弱。其强弱可反映主动脉压和肺动脉压的高低，动脉压升高，则第二心音亢进。第三心音发生在第二心音之后，持续较短 (0.04-0.05秒)，音调较低。可在大部分儿童及约半数的青年人听到，不一定表示异常。第四心音发生在第一心音前的低频振动，持续约0.04秒。又称心房音。大多数健康成年人可在心音图上记录到低小的第四心音，一般听诊很难发现。正常的心音如图4-1所示。图4-1正常心音图4.2心音信号采集及调理电路具体实现利用现代传感技术和电子信息处理技术可以对心音信号进行有效提取并进行处理，放大、滤波(滤去不相干的杂音及环境噪音)，可以输出清晰、稳定的心音信号，本设计中采用心音换能器来进行心音的采集，总体设计框图如图4-2所示。图4-2心音采集电路框图1.放大及滤波电路设计心音换能器输出的原始信号的大小在30mv之间，信号较强，且干扰较小，因此在此电路中仅采用一次放大器，放大器采用了专用仪用放大器AD620集成运放，芯片中集成了差分式放大电路，具有高共模抑制比，高输入阻抗，低温漂，输入电压泛围宽(士2.3V一士18V)。如果用普通运放来组织这样的差分放大电路，由于两个用来输入的普通运放的特性有可能相差较大，这样组织起来的差分电路的性能会受到很大的影响，输入失调电压很高，而且AD620只要在1，8脚之间接入一个电阻就可以实现放大增益1-1000倍，大大简化了电路的设计。于最终的输出信号幅值要求在0-5V之间，即要求放大电路的放大增益在150倍左右。所以在本次设计中第一级放大的倍数取150倍，由式3-1可得RG=300欧姆，如图4-3所示：图4-3心音信号放大及滤波电路由于心音信号的频率范围在0.1-2000HZ，而我们经常测量的范围在20-I000Hz，在本次设计中对滤波器的频率范围限制在20Hz-600Hz之间。由C3和R4组成高通滤波器，下限频率由下式决定。 （4-1）由Op27放大器、RS、R6、R7、RS、C4、CS组成的二阶低通滤波器，上限频率由式4-2计算可得。 （4-2）从二阶滤波器输出的信号增益大约为2倍。即由此组成了频率在22637Hz之间的带通滤波器。2.电平提升及反向电路设计图 4-4 信号电平提升及反向电路图4-4为信号电平提升及反向电路，由于从滤波器出来的交流信号在正负之间，即如果输出的信号峰峰值要求为SV，则输出的信号为-2.5V-+2.5V之间。因此按设计要求输出为0-5V则要将输出电平提升2.5V。图4-4就是利用集成运放0P27、R11、R12、R13组成一个反向加法电路，输出信号将被加上由R9、RI0组成的偏置电路上的偏置电压，我们在调试电路时可以调节R10来产生合适的偏置电压，本设计中偏置电压的调节范围为0-10V(VCC=12V时)，因此滤波器输入的信号经过调节反相加法器的偏置电压后输出为-5V-0。为了能在最后输出得到与初始信号同相的信号，在加法器后加了一个由R14、R15、OP27组成的反向器，这样最终输出的电压信号范围为O-5V。5体温信号调理模块电路设计正常人体的直肠温度平均为37.3，接近于深部的血液温度，口腔温度比直肠温度低0.1-0.3，平均约为37。腋窝温度比口腔温度又低0.3-0.5，平均约为36.7，临床上一般采取从腋窝、口腔或直肠内测量体温的办法。人体体温幅度范围如表5-1所示：表5-1体温幅度范围简表生理参数幅度范围体温口腔36.7-37.7腋窝36.0-37.4直肠36.9-37.9体温测量范围35.0-425.1温度传感器的选择采用一般的热敏电阻，可满足40至90测量范围，但热敏电阻精度、重复性、可靠性较差，且测量精度大于士0.5，因此不适合本设计要求。在本设计中选用AD59O温度传感器。AD590是美国模拟器件公司生产的单片集成两端感温电流源。它的主要特性如下:1.流过器件的电流(mA)等于器件所处环境的热力学温度(开尔文)度数。2.AD59O的测温范围为-55+150。3.AD59O的电源电压范围为4V-30V。电源电压可在4V-6V范围变化，电流Ir变化1mA，相当于温度变化1K。AD590可以承受44V正向电压和20V反向电压，因而器件反接也不会被损坏。4.精度高。AD590共有I、J、K、L、M五档，其中M档精度最高，在-55到+150范围内，非线性误差为士0.3。可以满足本设计精度要求(土0.5)。5.2体温信号采集及调理电路具体实现如图5-1所示，AD581是高精度集成稳压器，输入电压最大为40V，输出10V。电位器R2用于调整零点，在0时调整R2，使输出Vo1=0。R4用于调整运放OP27(U9)的增益，在100时调整R4使sensor-Vin =I0v。如此反复调整多次，直至0它时，Vo1=0v，100时Vo1=0V为止。最后在室温下进行校验。例如，若室温为25，那么 sensor-Vin为2.5V。冰水混合物是0环境，沸水为100环境。人体体温小于100，因此本文假定输出最大值为5V时，使最后与输出到ATmega8的电压在0至+5v之间，以满足ATmega8单片机A/D参考电压(+5V)的输入要求。为此我们在体温信号调理电路与ATmega8的接口电路上接入一个5V的齐纳二极管以保证Sensor-Vin的输出电压在0至+5V之间，避免输出电压太高损坏采集板电路。体温信号的频率范围大量的集中在低频部分，因此我们在体温信号的放大电路后接了一个由R6、C1组成的低通滤波器，其截止频率通过式 .(5-1)可得: (5-1)图5-1体温信号调理电路6脉搏信号调理模块电路设计6.1脉搏信号特点脉搏波是以心脏搏动为动力源，通过血管系统的传导而产生的容积变化和振动现象，它可以反映出心脏、血管系统的功能和血液的代谢功能。当心脏收缩时，有相当数量的血液进入原己充满血液的主动脉内，使得该处的弹性管壁被撑开，此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能;心脏停止收缩时，扩张了的那部分血管也跟着收缩，驱使血液向前流动，结果又使前面血管的管壁跟着扩张，如此类推，这种过程和波动在弹性介质中的传播有些类似，因此称为脉搏波 (pulse wave)。动脉脉搏波反映了每一次脉跳搏动而发生的血容量变化，是一条周期性连续波动的类似正弦波的曲线，它的周期即是心动周期。动脉脉搏波包含血管血压、容积、移动管壁张力等多种信息，能够反映心脏和血管的状态，对医生诊断高血压、动脉硬化等循环疾病很有帮助。人体手指末端含有丰富的小动脉，它们和其他部位的动脉一样，含有丰富的信息，用光电法提取这些信息是无损伤方法，而且简单易行。但是能否有效地用光电法测得脉搏不仅和被测对象有关而且和工程上的检测方法有关，用红外光电法通过指尖量脉搏是一种比较先进的检测手段。6.2脉搏信号采集及调理电路具体实现我们使用指套式光电传感器，由发光二极管和光电三极管组成，指套减少了外界光的干扰。图6-1为光电传感器概图。图6-1光电传感器概图AD620的增益可以通过调节电阻R，的阻值来改变，增益与阻值的关系如式4.1所示。AD620的最大增益可达到1000倍，但一般时候不使用最高放大倍数。因为放大倍数高可能会影响输入阻抗等其它因素，所以我们必需通过改变电阻来选择最适当的放大倍数，使得放大的信号达到最好效果。二阶低通滤波器可以滤掉信号中的高频部分。脉搏的频率因人而异，所以滤波器的截止频率也可以根据个人要求不同自由的改变。脉搏信号放大电路如图6-2所示。图6-2脉搏信号放大及低通滤波电路由U2、R2、R3、R4、R5、C1、C2构成的二阶低通滤波器的上限频率由式6-1可得。 (6-1)从以上电路输出的电压Vout须经电平提升及反向电路才能输入到ATmega8单片机进行A/D转换，其原理与心音的电平提升及反向电路一样，在此不再讨论。7血压信号调理模块电路设计7.1血压检测方法临床上血压测量技术可分为直接法和间接法两种:直接法血压测量是将一根导管经皮插入欲测部位的血管或心脏内，通过导管内的液柱同放在体外的应变式传感器、线形可变差动变压器、电容式传感器等相连，从而测出导管端部的压力。另一种形式是把传感器放在导管的末端，直接测出端部所在点的血压值。这种方法的优点是测量值准确，并能进行连续测量。但它必须经皮将导管放入血管内，所以是一种创伤性的方法。间接法是利用脉管内压力与血液阻断开通时刻所出现的血流变化间的关系，从体表测出相应的压力值。由于这种方法不需要剖切的外科手术，同时测量简便，因此在临床上得到广泛的应用。其缺点是测量精度较低，不能进行连续测量以及不能用以测定心脏、静脉系统的压力。目前，国外大多数无损自动血压自动检测仪器都采用示波法，因此在本设计中也采用了这一种方法。示波法的测量过程中，与传统水银血压计(柯氏法)类似，仍采用充气袖套来阻断上臂动脉血流。由于心搏的血液动力学作用，在气袖压力上将重叠与心搏同步的压力波动，即脉搏波。当气袖压力远高于收缩压时，脉搏波消失。随着袖套压力下降，脉搏开始出现。当袖套压力从高于收缩压降到收缩压以下时，脉搏波会突然增大。到平均压时达到最大值。然后又随袖套压力下降而衰减。示波法血压测量就是根据脉搏波振幅与气袖压力之间的关系来估计血压的。与脉搏波最大值对应的是平均压，收缩压和舒张压分别对应脉搏波最大振幅的比例来确定。图7-1是示波法测血压的原理图，图中实线所表示的是在测量过程中袖带静压的变化，而直方图所示为脉搏波振幅在测量过程中的变化过程。图7-1充气示波法测血压原理图在示波测量中，主要从脉搏波构成的钟形包络中识别特征点获取血压值。本设计采用由Geddes提出的固定比率计算法。首先寻找脉搏波钟形包络的顶点0m，其对应的袖带压Pm，即为平均压;另外，在包络线上升沿存在一点0s和下降沿存在一点0d，对应收缩压Ps和舒张压Pd。0s和0d的大小可以根据如下经验公式求得: (7-1) (7-2)临床实际测量中，上述经验公式中的取值变化范围较大，式(7-1)为0.45-0.57;式 (7-2)为 0.69- 0.59。在本设计中血压的测量过程大致为:首先由主机向采集板发送血压检测命令，采集板上的AVR单片机控制气泵对袖带进行快速充气，同时对袖带的压力进行监测，如果大于设定值(250mmHg)则停止对袖带充气，单片机开始通过PWM功能控制电磁气阀进行慢速放(5mmHg/S)，此时要同时监测袖带静压和由袖带静压中提取的脉搏波两路信号，记录下所需的值并将这些数据同步传输到主机供主机进行分析，当袖带静压小于设定值(50mmHg)，则开始快速放气，如果所测量的结果在合理的范围则完成一次血压测量，否则根据设定值决定是否重新进行一轮血压测量。7.2血压信号采集及调理电路具体实现检测血压所需的袖带压力首先要经过压力传感器的拾取，将压力信号转换为模拟电信号才能将这些电信号送入后期的信号调理电路作进一步的处理，本文采用了MPS2100压力传感器测量压力值。MPS2100半导体压力传感器专门为血压检测设计，可以把压力转换成毫伏级的差模电压信号，具有良好的线性度，输出电压与所加压力成精确的正比例关系。图7-2是MPS2100压力传感器内部的电路示意图。图 7-2 MPS 2100内部电路示意图由图7.2可知，MPS2100传感器是一种电桥结构，外部的压力变化引起传感器内部电阻的变化，我们可以把一个恒流源加到电桥上，这样传感器的两个输出端(-IN和+IN)就可以会随着电阻变化输出相应的差分电信号。在这里我们采用一个LM324集成运放UIA和若干电阻电容组成一个可调的恒流源。具体电路如图7-3所示。电阻R1与R2通过分压提供给LM324一个参考输入电压电源，为避免当电源波动造成参考输入电压电源的波动造成恒流源输出电流的不稳定，我们在适当的地方并入了电容C1、C2来避免这种电源干扰。恒流源的电流大小由式7-3和7-4来确定。由4-12可看出在R2、R3确定的情况下，恒流源的大小可通过R1来调节。 (7-3) (7-4)图7-3MPS210O压力传感器连接电路图袖套内的压力是由气袖静压和脉搏波信号的叠加组成，气袖静压远远大于脉搏波信号，且气袖静压是一个接近直流的信号。我们所检测的血压信号是通过袖套内的压力表示出来，但怎样确定袖套压力与血压的关系则需要借助脉搏波来实现。因此检测其具体的血压信号需要从袖套压力内分离出脉搏波，并且最终我们要分两路A/D通道来采集这两种信号得到所需的数据并最终得出血压的测量结果。在本设计中，从压力传感器输出的差分信号经过处理后送到AVR单片机的ADC4通道，因此此通道被用来采集袖带压力信号以便取得收缩压和舒张压。为了取得脉搏波信号，我们将处理过的袖带压力信号经过一个高通滤波器将接近直流的气袖静压信号滤除即从袖套压力中分离出了脉搏波信号，这个信号经过直流偏置与放大滤波后将脉搏波信号通过ADCS通道输入到AVR单片机内。从压力传感器输出的信号是毫伏级(75士25mV)的差分信号，我们要想对它输入到单片机(0-5V)内进行处理还得将这个信号进行放大50倍左右，因此我们利用三个LM324集成运放(UIB、UIC、UID)和若干电阻电容构建一个差分放大电路。图7-4详细说明了此差分电路的组成。其放大倍数可由式（7-5）计算出，并且从式中可以看出只要保证V-IN与V+IN的差值为正值，那么从这个差分放大器输出的信号可以通过调整此放大器的放大倍数使输出符合AVR单片机的输入范围(0-5V)，并且为了防止此差分电路的输出超出AVR单片机的输入范围，我们在输入时在差分放大器的输出端并接了一个齐纳二极管作为保护单片机引脚的保护。 (7-5)图7-4压力传感器信号差分放大电路从差分放大电路输出的信号包括了袖带静压和脉搏波信号，其中袖带静压信号是一个接近于直流的信号，它的频率一般不大于0.04Hz;而脉搏波信号是一个交流信号，它的频率约等于1Hz(与被测者的心跳的频率一致)。因此，为了从压力信号中提取出脉搏波信号，我们必须将频率不大于0.04Hz的袖带静压滤除，同时由于在测量时也引入了工频及其他的高频干扰，为了最终的输出的脉搏波信号不受这些干扰的影响，我们也必须将这些干扰滤除。在本设计中，我们设计了一个高通滤波器及一个低通滤波器来滤除这些干扰，频率范围设为0.48Hz-4.8Hz。由于经过滤波器后输出的信号是一种正负的交流信号，不符合AVR单片机的输入范围(0-5V)，我们在高通滤波器中加入了一个直流偏置电压，然后再放大，这样只要调节这个偏置电压和放大倍数，就能使最终的脉搏波信号符合AVR单片机的输入范围(0-5V)。图7-5为血压脉搏波信号的提取及偏置放大电路。图 7-5 血压脉搏信号提取及偏置放大电路在此电路中C4、R13组成了一个高通滤波器，用以滤除袖带静压信号，其下限频率几由式7-6确定。同时通过R13还给滤除后的信号加入了一个直流偏置电压，此直流偏置电压由R16、R17及U2B组成，其中R16、R17组成一个分压电路，其输出经过U2B组成的电压跟随器提供给R13作为偏置。R14和C5构成了一个低通滤波器，用于滤除工频及其他高频千扰，其上限频率fH由式7-7确定。 (7.6) (7.7)在脉搏波放大电路的输出端接了一个齐纳二极管来进行过压保护。图7-6直流电机与电磁阀连接图图7-6是给袖带加压的直流电机及用来给袖带减压的电磁阀连接图。二者在工作的时候都需要较大电流，因此我们采用了两个达林顿管Q1、Q2来驱动。同时两者都有电感元件，为防止工作时过压烧坏器件，我们都给这两个器件并联了一个反向的二极管。电机由采集板上AVR单片机的PBO引脚来控制，电磁阀由有PWM输出功能的OC2引脚来控制。8生理信号采集板电路设计虽然开发板上也外扩了S3C2410芯片内部的8通道ADC接口，但由于在本设计中采用了触摸屏，它占用了CPU内ADC的两路，如果还要用其它6通道作为生理信息的采集A/D通道，在后期软件设计时将会非常复杂。因为这8路A/D是分时复用的，当我们全速进行A/D转换时，还得考虑将ADC的时间片分出一部分以保持触摸屏的响应，系统整体的性能带来很大影响，在多通道同时采集时冲突尤其明显。为此在ARM开发板的基础上，我们又开发了基于ATmega8单片机的串口数据采集板，专门用于前端生理信号的采集，并通过串口与开发板进行通信。ATmega8内包含了8路10bit(ADC4和ADC5为8bit)的ADC，转换时间为65us-260us，在本系统中设计的采样频率为200Hz，因此ATmega8内的ADC可以满足采样时间上的要求，从而可以简化采集板的电路设计。图8-1生理信号采集板主芯片电路Tmega8单片机内部和外部的数字电路产生的电磁干扰，用一个O欧姆电阻将模拟地与数字地隔开，同时将AVCC通过用L1与C8组成的LC网络与VCC连接，将模拟电源AVCC与字电源VCC隔离。由于在此电路中将要选择AVCC为参考电源，因此将AREF引角通过电容C12接地，以避免干扰。为了增加可用性，在ATmega8上直接外接两个LED灯当程序运行时起到指示作用。表8-1为此设计中各模拟输入的A/D通道分配表。表8-1六路A/D通道分配表ADC0心电模拟输入ADC1心音模拟输入ADC2脉搏模拟输入ADC3体温模拟输入ADC4血压袖带静压模拟输入ADC5血压提取脉搏波模拟输入图8-2采集板串口电平转换电路主机通过串口与采集板进行连接，由于ATmega8上采用的是5V供电，而S3C2410引脚上却是3.3V，因此要经过电平转换才能进行连接。图8-2为采集板上串口电平转换电路，ATmega8的TXD、RXD引脚上的电平通过MAX232芯片转换为RS232协议下的电平值，开发板同样经过一个电平转换电路将RS232电平转换为S3C2410所能承受的电平以完成ATmega8与S3C24lO的串口通信。至此，采集板的电路设计也完成了。结 论1该设计的创新之处：（1）3G技术的选择：本设计采用了3G技术。3G技术的最大优点是：数据传输速度大幅提升：能够处理图像、视频等多种媒体形式；性价比高：性能稳定，价格适宜；安全性较好；实时性好：数据传输速度快，所以信息比较流畅；灵活性好，大众易于接受和推广。（2）人体生理指标显示：.采用体温测量仪采集人体体温信息,方便、快捷，并设计了补偿电路，提高了测量装置的可靠性和准确性。.指套式脉搏传感器采集脉搏信息，方便用户使用，实现自动监护。.内置心电自动分析程序，除了完成心电波形的显示外，还能通过对心电数据的分析了解使用者的心血管健康状况。.通过蓝牙模块将测试数据发送到手机等移动设备，便于用户实时处理及远程监护。2该仪器可达到的预期经济效益分析本产品与人们的身体健康息息相关，目标市场广阔，可以适用于所有人，尤其是中年以上人
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