睡眠呼吸监测仪

1弓I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

(SleepHypopneaSyn-drome,SAHS)受到了广泛的重视。该病症是指在7小时睡眠也

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次以卜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⑶。

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

5()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C1U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■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（IntensiveCareUnit）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

（eomponentmonitoringsystem）,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］。

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：①睡眠潜伏期；②觉醒次数和时间；③总睡眠

时间；④觉醒比；⑤睡眠效率；⑥睡眠维持率；⑦NREM各期的比例；⑧REM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：①呼吸事件的持续时间；②呼吸事件的分类，内容包括:

乩睡眠呼吸暂停；b.睡眠低通气；c呼吸暂停低通气指数；③血氧饱和度水平；

④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、C02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⑶；

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⑷;

(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]O

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，井及时拨打报警电话。

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/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ATmegal6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0~25V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。

LCD显示

多TT

路

生模拟信号调微处理器无线数据

一

理理电路（放Atmegal63传输模块

信大、滤波等）PTR2000

号

键盘输入

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PTR2000

PTR2000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20kbi飞，也可工作在4800bi飞、9600bit/soPTR2000的引脚

说明如下：VCC:正电源，接2.7—5.25V；CS:频道选择，CS=0选择工作频道

1,即433.92MHz；CS=1选择工作频道2,即434.33MHz；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=O为待机微

功耗状态；TXEN:发射接收控制，TXEN=1为发射状态，TXEN=O为接收状态

2.3.2液晶显示模块0CM4X8C

显示器件采用中文图形点阵液晶显示模块0CM4X8C,显示屏为128X64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16X16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16X8ASCII字符库；为方便制造用户国形，提供一个64X256点阵的GDRAM

绘图区域，为方便构造用户所需字型，提供了四组16X16点阵的造字空间。利用

上述功能，0CM4X8C可实现汉字、ASCII、点阵图形、自造字体的同屏显示。0CM4X8C

具2.7—5.5V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Atmegal63,是基于AVRRISC的低功

耗CMOS8位单片机。Almegal63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I/O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扪电话，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、心目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O

将鼻热敏电阻置于鼻孔卜方，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

要进行一个具体的测量工作，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，必须在允许频密范围内保

持不失真的测量条件，实际上传感器的响应总有一定延迟，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］o

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亿，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，该种传感潜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，品格间的载流子电子、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：

HR+AR+ART

R-AR-ART

u

R+AR+ART^S^R-AR+ART

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△!＜另两个对接电

阻减小量为-由于温度的影响，每个电阻都有△!＜的变化量。根据图3.1,电桥

的输出为：

..U(R+&Rt&RT)SR-R+MQR_R.R

U0=-------------------------i--------lxA■*A**7*(3.1)

R-&R+.埒+R+△7?+.号R+&R+R-aR+一7?7

整理后得

4R

Uo=U(3.2)

R+.RT

当A%=0时

(3.3)

当用恒压源供电时，电桥输出与AR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=O,当W0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二RADC=2(R+Z\R),则

有

IABC=IADC—I(3.4)

因此，电桥的输出为

Uo=%。=g/(R+；R+.RT)-g/(RrR+aRT)(3.5)

整理后得

UO=IXAR(3.6)

可见，输出和aR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区力及振动传感器、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。木研

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：

2826272422251719

图3.2传感器接I」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lOOuA-lOmA的电流，也可以为电阻式传感器提供激

励［23］。

表3.12B31性能指标

参数2B31J2B31K2B31L

增增益细调范±20%±20%±20%

益围

增益非线性±0.0l%max±0.05%max±0.025%max

G=1V/Vi150uV/rmax±75nV/℃max±50|iV/℃max

失G=l()()()士3liV/℃max±l|4V/℃max±0.5|iV/3Cmax

调温漂V/V

电其他值±(3±150/G)gV/±(l±75/G)gV/cC±(3±15O/G)pV/0C

压℃maxmaxmax

时瞟G=1000士3pV/月±3pV/月±3pV/月

V/V

偏置电流-0.6nA/℃-0.6nA/℃-0.6nA/℃

输入失调电流（0〜70C）±40pA/"C±40pA/C±40pA/-C

输入阻抗100MQII47pF100MQII47pF100MQII47pF

输入电最大不损坏电压±I3OV±130V±130V

压范围

线性输入±10V±10V±10V

一

输电压噪声0.01〜2Hz1^Vp.pnm1NVp.pmax1l-lVp.pmax

入

G=1000V/V10〜100Hz1pVp.plpVp.iWp.p

噪p

声电流噪声0.01〜2Hz70pAp.p70pAp,p70pAp.p

G=IO()()V/V10〜100Hz3()pAmin30pAmin30pAmin

额定电压负

12kQ±10Vmin±10Vmini10Vmin

输出载）

电流±5HlAmin±5mAmin±5mAmin

3.3.2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［II］。2R31模块设有二阶有源低通波波器，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：

RSELI=11.6x106/(2.67fc-4.34)(3.7)

RSELI=27.6X106/(4.12fc-7)(3.8)

RSEL3=1.05x106/(0.806fc1.3)(3.9)

V

图3.32B31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=(l+940/Rg)[2000/(Rf4-l6200)](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]。

⑶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:

由图3.4可以看出，2B3I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：

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POD。

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5Hz〜600Hz,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(5〜1500Hz)、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0.05〜150Hz,幅度约为。〜4111V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：

0.05-150Hzo

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1〜10000倍)并可由公式

G=l+49.4kO/R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,R450(242,,

C43,C44,(245构成截止频率,=5kHz四阶巴特沃斯低通滤波器，

该滤波电路转移函数为

4.3.350Hz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--0.068uF,则R的阻值可由：

F=1/2xRC=50Hz

计算得R=471ct),经实验调试，该电路中心

频率为49.91-Iz〜50H之间，陷波深度为80dB,

3dB带宽约为1.7Hz,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

13'C/DC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ISO175P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LabVIEW6.1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AVRRISC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1MIPS/MH乙从而可以缓减系统在功耗和处理速度之间的矛盾。

ATmega16AVR内核具有丰富的指令集和32个通用工作寄存潜。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ISPFlash

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(ApplicationFlashMemory)o在更新应用

Flash存储区时引导Flash区(BootFlashMemory)的程序继续运行，实现了

RWW操作。通过将8位RISCCPU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]o

5.1.1ATmega16

ATmega16对各单兀电路的控制

如图4.1所示为控制系统管脚连接图:

三0CM4X8C

vcc

PTR2000

图4.1硬件接口电路

PI.0接收来自于脉搏跳动的信号，PI.1接收来自于鼻呼吸的信号，PL2接收来自

于胸呼吸的信号,P1.3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PH88I0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”2］。

AT89C52是一种带SK字节闪烁可编程可擦除只读存储器(FPEROM・Flash

ProgrmamableandErasbaleReadonlyMemory)o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

I先进的RISC结构

I131条指令

I大多数指令执行时间为单个时钟周期

I32个8位通用工作寄存器

I全静态工作

I工作于16MHz时性能高达16MlpS

I只需两个时钟周期的硬件乘法落

I非易失性程序和数据存储器

I16K字节的系统内可编程Flash,擦写寿命：10,000次

I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

I512字节的EEPROM,擦写寿命：100,000次

I1K字节的片内SRAM

I可以对锁定位进行编程以实现用户程序的加密

IJTAG接口（与IEEE1149.1标准兼容）

I符合JTAG标准的边界扫描功能

I支持扩展的片内调试功能

I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

I一个具有预分频器、比较功能和捕捉功能的16位定时器/计数落

I具有独立振荡器的实时计数器RTC

I四通道PWM

I8路10位ADC,8个单端通道，2个具有可编程增益（1x,10x,或200

x）的差分通道

I面向字节的两线接口

I两个可编程的串行USART

I可工作于主机/从机模式的SPI串行接口

I具有独立片内振荡器的可编程看门狗定时器

I片内模拟比较器

u特殊的处理器特点

I上电复位以及可编程的掉电检测

I片内经过标定的RC振荡器

I片内/片外中断源

I6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

uI/O和封装

I32个可编程的I/O口

I40引脚PDIP封装，44引脚TQFP封装，与44引脚MLF封装

u工作电压：

IATmega16L:2.7-5.5V

IATmegal6:4.5-5.5V

u速度等级

I8MHzATmega16L

I0-16MHzATmega16

uATmegal6L在1MHz,3V,25。。时的功耗

I正常模式：1.1mA

I空闲模式：0.35mA

I掉电模式：＜1|JA

5.1.3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B处于高阻状态。

端口B也可以用做其他不同的特殊功能.

端口C(PC7..PC0)端口C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C处于高阻状态。如果JTAG接口使能，

即使复位出现引脚PC5(TDI)、PC3(TMS)与PC2(TCK)的上拉电阻被激活。

端口C也可以用做其他不同的特殊功能.

端口D(PD7..PD0)端口D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，则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D处于高阻状态。端口D也可以用做

其他不同的特殊功能.

RESET复位输入引脚。持续时间超过最小门限时间的低电平将引起系统

复位。门限时间见P36Table15。持续时间小于门限间的脉冲不能保证可靠复

位。

XTAL1反向振荡放大器与片内时钟操作电路的输入端。

XTAL2反向振荡放大器的输出端。

AVCCAVCC是端口A与A/D转换器的电源。不使用ADC时，该引脚应

直接与VCC连接。使用ADC时应通过一个低通滤波器与VCC连接。

AREFA/D的模拟基准输入引脚。

5.1.4ATmega16内核介绍

为了获得最高的性能以及并行性，AVR采用了Harvard结构，具有独

立的数据和程序总线。程序存储器里的指令通过一级流水线运行。GPU在执

行一条指令的同时读取下一条指令（在本文称为预取）。这个概念实现了指令

的单时钟周期运行。程序存储器是可以在线编程的FLASH。

快速访问寄存潜文件包括32个8位通用工作寄存潜，访问时间为一个

时钟周期。从而实现了单时钟周期的ALU操作。在典型的ALU操作中，两

个位于寄存器文件中的操作数同时被访问，然后执行运算，结果再被送回到寄

存器文件。整个过程仅需一个时钟周期。

寄存器文件里有6个寄存器可以用作3个16位的间接寻址寄存器指针

以寻址数据空间，实现高效的地址运算。其中一个指针还可以作为程序存储器

查询表的地址指针。这些附加的功能寄存器即为16位的X、丫、Z寄存器。

ALU支持寄存器之间以及寄存器和常数之间的算术和逻辑运算。ALU也

可以执行单寄存器操作。运算完成之后状态寄存器的内容得到更新以反映操作

结果。

程序流程通过有/无条件的跳转指令和调用指令来控制，从而直接寻址整

个地址空间。大多数指令长度为16位，亦即每个程序存储器地址都包含一条

16位或32位的指令。

程序存储器空间分为两个区：引导程序区（Boot区）和应用程序区。这两

个区都有专门的锁定位以实现读和读/写保护。用于写应用程序区的SPM指

令必须位于引导程序区。

在中断和调用子程序时返回地址的程序计数器（PC）保存于堆枝之中。堆

栈位于通用数据SRAM,因此其深度仅受限于SRAM的大小。在复位例程里

用户首先要初始化堆栈指针SP。这个指针位于I/O空间，可以进行读写访问。

数据SRAM可以通过5种不同的司址模

式进行访问。

AVR存储器空间为线性的平面结构。

AVR有一个灵活的中断模块。控制寄存器位于I/O空间。状态寄存器里

有全局中断使能位。每个中断在中断向量表里都有独立的中断向量。各个中断

的优先级与其在中断向量表的位置有关，中断向量地址越低，优先级越高。

I/O存储器空间包含64个可以直接寻址的地址，作为CPU外设的控制

寄存器、SPI,以及其他I/O功能。映射到数据空间即为寄存器文件之后的地

址0x20・0x5F

5.2键盘与显示部分的设计

5.2.1键盘与显示部分与单片机的接口设计

在单片机应用系统中，键盘和显示器往往需同时使用，为节省I/O口线，可用8155

并行扩展I/O口构成的典型的键盘、显示接口电路。

8155

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