多参数监护仪原理与实践

上海交通大学出版社巍巍交大百年书香定价：28.00元多参数监护仪原理与实践李晓欧主编上海交通大學出版社《多参数监护仪原理与实践》基于典型电生理测量仪器——多参数监护仪，从电生理测量原型式试验、多参数监护仪教学平台和实验设计等方面进行了阐述，为医用电子仪器的教学和开发搭建了一个良好的平台。本书具有实用性、适用面广的特点。适用于医用电子仪器相关专业学生和医疗电子仪器从业多参数监护仪原理与实践/李晓欧主编.—上海：上海交通大学出版社，2013I.多...Ⅱ.李...Ⅲ.病人监护器—高等学中国版本图书馆CIP数据核字(2013)第073143号多参数监护仪原理与实践李晓欧主编(上海市番禺路951号邮政编码200030)上海交大印务有限公司印刷全国新华书店经销2013年7月第1版2013年7月第1次印刷ISBN978-7-313-09582-4/T版权所有侵权必究近年来，医用电子仪器在结构上、测量技术上、功能上都发生了很大的化、智能化、复杂化。目前，医用电子仪器的发展需要更多新技术的融合，这需要一定的理论知识以及从硬件到软件相关的设计、测试和开发技术。由于多参数监护仪在医用电子仪器产品中有一定的代表性，测量信号多，同时集成了计算机和信号处理的很多先进技术。所以，本书以此为基础，结合真实电路和具体示教平台进行了多参数监护仪的介绍，使理论和实践紧密结合，以便于读者对知识点的理解。本书基于典型电生理测量仪器——多参数监护仪，从电生理参数测量原理、多参数监护仪硬件设计、嵌入式监护系统、多参数监护仪软件设计、多参数监护仪性能检测与型式试验、多参数监护仪教学平台和实验设计等方面进行了阐述，为医用电子仪器的教学和开发搭建了一个良好的平台。本书的特点是全面系统地介绍了多参数电生理测量原理，所介绍的医用监护系统软硬件设计方法均为目前的主流技术，具有实用性；尽量减少复杂的理论叙述，代之以实物演示，解剖电路，分析软件设计流程，引导读者扎实掌握多参数监护仪的使用和设计；内容适用面广，可举一反三分析其他电生理测量仪器。本书由上海医疗器械高等专科学校李晓欧主编，湖南省新化县人民医院张彪、上海诺诚电凯承担了部分资料的整理和编辑，茆顺明对本书进行了总体策划和审定，并对本书提出了很多建设性的建议。同时得到了上海医疗器械高等专科学校、上海诺诚电气有限公司、上海谱康电子科技有限公司的大力支持，在此一并表示诚挚的感谢。限于编者水平，本书难免存在一些缺陷，恳请读者批评指正，以待不断完善。本书适用于医用电子仪器相关专业学生和医疗电子从业者阅读。2013年2月 1第一节监护仪概念 1第二节电生理参数监护技术的发展 2 2 3 4 4 5 7第三节主要电生理信号的意义 7 8 9 第二章电生理参数测量原理 第一节心电测量原理 第二节呼吸测量原理 第三节体温测量原理 第四节无创血压测量原理 第五节血氧饱和度测量原理 第三章多参数监护仪硬件设计 20第一节总体架构 第二节处理器的选择 第三节心电模块电路 四、A/D转换电路 第四节无创血压模块电路 27 三、A/D转换电路 28 28第五节血氧模块电路 五、+2.5V参考电压产生电路 六、A/D转换电路 32第四章嵌入式监护系统 33第一节嵌入式系统在监护仪中的应用 第二节嵌入式系统简介 第三节嵌入式Linux操作系统 第四节ARM体系结构与系统设计 40 41 41 42第五节基于ARM的Linux系统 43 第五章多参数监护仪软件设计 48第一节系统模块 48 48 第二节系统设计 第三节QT/Embedded应用程序开发 第六章多参数监护仪性能检测与型式试验 第一节性能检测 第二节型式试验 第七章多参数监护仪教学实验 第一节设计目标 第二节功能操作 第三节教学平台实验设计 75 附录多参数监护仪主要电子元器件及电子材料 参考文献 取适当措施，自20世纪60年代初，开始出现应用电子技术的临床监护仪器，监护的参数包括心电(ECG)、呼吸(RESP)、体温(TEMP)、无创血压(NIBP)和血氧饱和度(SPO₂)等。随着生监护参数和波形。操作方式也已由原先的按键式发展到触摸式，及目前最为流行的旋转鼠标将医院多台监护仪联网，可以提高工作效率。特别是在夜间，工作人员较少的情况下，也能同时监测多个患者，通过智能分析报警，使每个患者都能得到及时的监护和治疗。中央监护系统通过与医院网络系统联网，将医院其他科室患者的相关资料进行汇总存储，使得患者在医院的所有检查、病情等资料都能存储到中央信息系统，便于更好地对患者进行诊断和治疗。本书着重点为多参数监护仪，将从机制、原理、软硬件设计、教学实生命体征参数连续监测仪器进行介绍。多参数监护仪是一种用来对人体的重要生命体征参数作为现今医学临床诊断必不可少的医疗仪器，已广泛使用于神经科、脑外科、骨科、呼吸科、妇产科、新生儿科等各个临床科室。第二节电生理参数监护技术的发展心电监护是指对被监护者进行持续或间断的心电监测，及时了解患者的心脏状况，以便在发生严重的心脏异常情况时，及时采取有效的治疗或急救措施，它是心脏监护的重点，已广泛应用于临床。在18世纪，人们已经认识到人体由于肌肉收缩会产生电现象，而最早能够记录下心电信号的是在19世纪。1887年，Waller用Lippman所制作的毛细管静电计记录到了体表心电图。而在1903年，Einthoven开创了心电信号记录的新纪元。他将弦线电流计用于心电的采集，得到了灵敏度高、有足够高的频响、真实的心电波形，获得了很好的效果(如图1-2所示),他的方法沿用至今。心电监测已经过了100多年的发展历程，技术逐渐地趋于完善。20世纪30年代，弦线式心电图仪逐渐被电子管和晶体管放大式心电图机所代替，但后者比较笨重，故障率高，很快被淘汰。自20世纪60年代初期以来，已经进行了靠计算机来完成心电图波形的测量以及随后的分析处理的研究。80年代初美国Marquette公司首先推出数字化心电图仪，从此心电图进二、呼吸监护技术的发展电信号放大后才能检测出来。压力传感器放置在胸部或腹部，根据胸腔的扩大和缩小的节律吸信号。比如腰带式小儿呼吸监视器是将压电双晶体传感器固定在带子上，然后把带子捆在和液晶测温膜等。因呼吸气流的温度变化不大(1～2℃),故用于呼吸温度采样的传感器一般因为呼吸运动的影响。通过心电图，可以观察到在呼吸周期内由胸部运动和心脏位置变化所引起的心电波形峰峰值的改变。20世纪80年代以来，国外不少学者在这方面做了大量研究，并取得了一定的成果。1985年，Moody等人通过对比因呼吸改变相角的心电向量和参考心电，从多通道心电图中获得了呼吸信号的波形和频率。1990年，Varanini等人又提出了通过对单导联心电图进行自适应滤波获得呼吸信号的方法。2003年，Leanderson等人又提出了从没在强噪声环境下的呼吸信号通过特殊的传感器获得。这两种方法的精确度较高，但由于均束缚压力对呼吸的影响带入测量结果，形成误差。再加上这两种方法对传感器安放的位置要利用阻抗变化反映呼吸功能是新兴的边缘研究领域，起步较晚，但发展较快，尤其是20世纪60～70年代在美国、日本研究得较多。这些研究主要是定性的测量，即描记不同个体不同位置的呼吸波形，根据波形的大小和形状变化进行监护及诊断。相比于传统方法，阻抗法具有无创、简单、安全、廉价等诸多优点，是目前呼吸监护设备主要的技术手段。阻抗法的缺点是受人体运动引起的干扰影响较大，而且其对电极的选取及安放、激励电源的选择也有一定要求。监护仪中体温测量一般都采用负温度系数的热敏电阻作为温度传感器。即根据热敏电阻的阻值随其温度的变化而变化的特性进行测量。监护仪一般提供单道体温或双道体温测量，体温探头有体表探头和腔内探头两种。操作人员可以根据需要将体温探头安放于患者身体相应部位。由于人体不同部位具有不同的温度，此时监护仪所测得的温度值，就是患者身体上安放探头部位的温度值，该温度可能与口腔或腋下的温度值不同。血压的检测分为无创血压检测和有创血压检测。有创法测量值准确，并能跟踪动脉血压的瞬时变化，但测量时必须经皮将导管放入血管内，一般限用于危重患者或开腔手术患者。无创法与有创法相比测量精度较低，但简便无创，是临床上普遍采用的血压测量方法。自1628年生理学家Harvey创立了血液循环理论之后的几百年来，人们一直在寻找一种既方便可行又准确可靠的血压测量方法，但迄今为止，各种方法各有缺陷，均不尽人意。1773年，英国牧师Hales在马身上测到了血压，而人体动脉血压的直接测量是从1856年才被临床接受。人体血压的无创测量始于1875年，到1896年Riva-Rocci发明了气袖式血压计(如图1-3所示)和1905年Korotkoff发明了柯氏音听诊测量方法之后，无创血压测量在临床上才被广泛地接受和应用。在柯氏音听诊测量法应用的过程中，人们很早就发现血压测量时气袖中的压力除随放气而下降外还存在一个振荡，现在称其为脉搏波，这个振荡的幅度有一定的规律性。1890年，Roy和Adami提出这个振荡开始时对应的气袖压力是收缩压，当振荡达到最大时对应的气袖压力是舒张压。1897年，Hill和Barnard提出当振荡幅度达到最大时，对应的气袖压力是平均压。1903年，Erlanger认为在气袖放气过程中振荡振幅突然增加时的气袖压力对应的是收缩压，而振幅最大后的最低点则对应于舒张压。1969年，Posey和1977年Geddes通过测振法和直接法的对照，证实当脉搏波振幅达到最大时，气袖压力与动脉平均压密切相关，这一结论通过动物实验得出，认为最大振动波所对应的动脉外最小阻断压力可反映动脉平均压。这一结论已从对测量物理过程的分析及与有创方法的对比试验中都得到了证实。目前，人体血压的无创测量方法常用的有人工柯氏音法、电子柯氏音法和测振法。人工柯氏音法通过袖带加压和听脉搏音来测量血压，优点是测量简单，缺点是不同的人可能测出不同的结果，有时差别较大，误差主要随不同医生的听力、分辨力、反应时间不同、放气速度不同造成的，而且外界的其他声音振动也会造成医生判断失误，当患者动脉血流声音频率低于人听阈时，无法测量。电子柯氏音是在20世纪70～80年代发展起来的一种电子测量血压的方法，基本原理是把柯氏音法用电子技术完成，也就是袖带加气、放气由气泵完成，听脉搏音用电子拾音器完成，判断方法与人工几乎相同。其优点是一致性比较好，不存在不同医生间测值的差异。缺点仍然是易受外界声音的干扰，而且不同人脉搏的强弱也会造成测量结果的误差。电子测振法是90年代发展起来的比较先进的血压测量方法。其基本原理是测量放气过程中的脉搏波动，经过计算机对波幅进行分析，计算出平均压、收缩压、舒张压和脉率等参数。主要优点是测振法是无创血压测量中唯一能测量动脉平均压的方法，测振法不受外界噪声的影响，可以在较嘈杂的环境中使用，儿童和严重低血压患者，动脉血流声音低，也可由测振法测量。缺点是人振动袖带和气管时及人运动时，会影响测值，舒张压测值受放气速度的影响。由于测振法不依赖于柯氏音，抗干扰能力相对较强，脉搏波频率较低，适于计算机处理，能较可靠地测出血压，目前被广泛应用。五、血氧饱和度监护技术的发展血氧饱和度的测量分为血气分析法和光电测量法两类。血气分析法就是采得人体动脉血样，利用血气分析仪测定。血气分析仪测量精度高，但价格昂贵，分析所用时间比较长，而且血样获得需要动脉穿刺或插管，给患者带来痛苦，不宜用于临床使用。光电测量法就是利用动脉血氧饱和度不同及透光性的差异来测量动脉血氧含量，从而实现对氧饱和度的无创、连续、动态监测，成本相对低。光电测量法测量在患者处于危险状态时，其优势更为明显。关于Lambert-Beer定律的血氧饱和度测量的研制可以追溯到19世纪，Lambert-Beer定律描述了光的传播与光密度的关系。Bunsen和Kirchhoff于1860年改进分光光度计和随后不久Stokes和Hoppe-Seyler对血色素的氧气运输功能的阐述，为血氧饱和度测量的发展铺平了道路。1932年，Nicolai和Kramer这两位科学家研制出接近于现今使用的脉搏血氧饱和度测量仪。1935年，Matthes研制了第一个双波长的耳部血氧测量探头，这种设备可以实现脉搏血氧饱和度的测量。但这种设备测量缓慢，需要频繁地校准，需要大量的辅助设备，并且不能有效地区分动脉和静脉血流。这种早期设备采用红光和绿光作为光源，改进后改用红光和红外光，提高了设备的测量精确度。采用红光和红外光作为光源是现在实现脉搏血氧饱和度测量的基础。1942年，Millikan使用一个加温的耳部探头的脉搏血氧饱和度测量仪对飞行员在大的重力条件下发生短时丧失知觉的现象进行研究，Millikan将脉搏血氧饱和度测量仪装备在飞机上，如图1-4(a)所示。1949年，Wood重新设计了脉搏血氧仪，给它加了一个气囊，气囊的作用是将耳部的血液挤走以获得绝对零点来改进血氧饱和度测量的准确性，如图1-4(b)所示。当气囊放气时，血液重新灌注到测量点，这样可以得到1个零点和1个峰值，进而计算出血氧饱和度的值。这种设备由于对光源稳定要求较高，没有应用于临床中。Wood采用的这种无损伤检测血氧饱和度的方法在20世纪50年代成为一种最佳的方法，如Water01100A型血氧计，血氧饱和度测量范围60%～100%时，精度超过±2.98%,这种方法采用两种波长，对红外光和红光的吸收进行测量，要求满足两个条件：一是“无血条件”,即施加约26.7kPa(200mmHg)的压力把血从耳垂部挤走；二是正常的血流，即用透照光使耳垂动脉化。然而Elam和Coworker在经过对受压耳朵的透射光研究后指出，即使加上26.7kPa的压力，在耳轮里仍然保留着一些血。另外，色素的消光系数在整体血液里随着血细胞数目而变化，在血细胞数目较低的情况下，消光系数和浓度之间的关系曲线变得非线性，以致使用此方法产生的无血组织的光吸收与实际充血组织的光吸收量是不一样的。也就是说，此法不能取消组织本身(如肌肉、骨骼、皮肤等)的影响。再者，由于每个人的组织成分不同，因此每次测量都需繁琐地进行调整。1964年，Shaw设计了一种8波长的自身调整的耳部血氧计，如图1-4(c)所示。它的优点是避免了上述繁琐的校准技术，从650nm～1050nm的8个光波，提供了一些有关耳朵组织内大量吸收物质的一些数据。在60%以上的血氧饱和度范围内与动脉血样测量的血氧饱和度进行比较后，相关度好。尽管该仪器实用、准确且宜于调整，但价格昂贵，体积较大，且其耳夹结构复杂，长期戴着不舒适，而且易损坏，只是在从事心肺功能研究的实验室里得到了应用。1972年，日本人Aoyagi对传统的脉搏血氧饱和度测量仪进行了重大的改进，他采用红光和红外光穿过测量部位中脉动的动脉血管，通过这种方式可直接计算出脉搏血氧饱和度值而不需要繁琐地进行校准。1981年，这种技术投入到商业应用中，如图1-4(d)所示，同时采用发光二极管使血氧探头体积减小，脉搏血氧饱和度测量仪从此得到了广泛的应用。我国从20世纪90年代初期引进该仪器，现已广泛应用于临床。六、神经监护的发展神经监护是指面向神经科的监护，例如通过神经监护，可减少脑卒中患者的病死率并改善预后。神经监护集中了神经病学、检测学、危重病、治疗学等相关知识。早期并没有专门面向神经科的监护仪器，通用的监护仪一般用于集中的重症监护病房(ICU)或普通科室的术后监护。但对于神经内科或神经外科来说，监护内容除了常规生命体征参数外，还应有脑(或神经)功能检测与分析。为了满足神经科对监护的需求，在通用监护的基础上，神经监护得到了快速发展。脑功能监测对设备有一定的要求，不能够将门诊常规使用的脑电图仪应用于神经监护，因为常规脑电图仪不具有连续监测能力，抗干扰性差，不能与常规生命体征监测同步，无法体现脑功能损伤与心率变异性的相关性。另外当连续监测脑电时，如果单凭观察原始脑电波形，工作量异常庞大与繁琐，并且大部分监护人员无法读懂脑电波形，大大降低了工作效率。所以，必须要有相应的分析功能，如伪迹的排除、正常与否的判别、趋势的分析等，才能够辅助医生快速、准确地判断脑电的异常性和观察患者脑功能的连续变化情况。所以，需要神经监护仪完成上述功能。在临床应用中，一台神经监护仪的监护参数除了通用参数以外，还包括脑电、肌电、眼电、视频图像等参数。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到人们的身体健康。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。随着心脏的搏动，心电图上出现一组特征性的波形(P波、QRS波、T波及U波),这些波形对应着心脏的基本电活动。图1-5为一个正常状况下典型的完整心电波形。心电图的各个波、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)P波。最早出现，幅度较小，是代表心房肌除极过程的电位变化。其起点表示窦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P波的前半部代表右心房的激动，后半部代表左心房的激动。(2)P-R间期。是从P波起点到QRS波群起点的时间间隔，反映心房除极开始到心室除极开始的间隔时间，正常为0.12～0.20s,若P-R间期延长，则表示房室传导受阻。(3)QRS综合波。是心电图中幅度最大的波群，反映心室除极的全过程，QRS综合波的形状以及激动在心室内传播的途径与束支的分布有关。由于心室各部的肌肉厚度不一，故8多参数监护仪原理与实践RRUPQ图1-5典型心电波形及其对应的心脏状态持续时间的正常值为0.06～0.16s。段时间。正常人ST段光滑，凹面向上，在心率缓慢时，S-T段呈水平直线，但大多数情况下S-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。间，正常值为0.32～0.44s。(7)U波。在T波之后0.02～0.04s出现，一般较宽而低。危、急重患者心电监侧是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、室性期前收缩(早搏),心肌供血情况、电解质紊乱等。人体与外界环境进行气体交换的总过程称为呼吸。通过呼吸，人体不断地从外界环境摄取氧，以氧化体内营养物质，供应能量和维持体温；同时将氧化过程中产生的CO₂排出体外，以免CO₂过多扰乱人体功能，从而保证新陈代谢的正常进行。所以，呼吸是人体重要的生理过程，对人体呼吸的监护检测也是现代医学监护技术的一个重要组成部分。在运动医学、军事医学以及医学科学研究中，呼吸检测都是一项重要的生理学指标。呼吸系统随气体的吸入和排出所产生的胸腔容积变化，将会引起阻抗的改变，这种变化可用心电电极以一定间隔放在胸部检测出来，所得到的阻抗变化与呼吸容积有关。阻抗法测量呼吸主要用以监测是否存在呼吸以及测量呼吸频率，所以这种测量可作为窒息报警及呼吸参数的监护。体温反应肌体新陈代谢的结果，是肌体进行正常功能活动的条件之一。身体内部的温度血压是反映人体循环系统功能的重要生理参数。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之称。通常说的血压是指动脉血压，一般是指主动脉压，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也随之变化，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12.0～17.3kPa(90～130mmHg),舒张压为8.0～12.0kPa(60~90mmHg),血压过低或过高都是疾病的征象。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1/3流至动脉系统以后的部分，其余约2/3被暂时储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弹性势能形式储存在主动脉管壁中。心室舒张时，被扩张的弹性储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，由于血管的弹性储器作用，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如下：(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)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)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(4)大动脉的弹性储器作用减弱，脉压增大。(5)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，与心输出量和外周血管阻力有直接关系，及时和准确地监测动脉血压，对于了解病情、指导心血管疾病的治疗和保障危重患者的安全具有重要的意义。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，不完全取决于缺氧程度，更主要的是取决于缺氧的速度和持续时间。另外，组织供氧程度，取决于血液中的氧含量和供给组织的血流量。研究证明血氧饱和度可直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结合后形成氧合血红蛋白而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，监测血氧饱和度，为早期发现患者有无低氧血症提供了有价值的信息。一般认为，血氧饱和度正常值应不低于94%,在94%以下为供氧不足，有学者将血氧饱和度值小于90%定为低氧血症的标准。血氧饱和度是呼吸循环的重要生理参数。许多呼吸系统的疾病会引起人体血液中血氧浓度的减少，严重的会威胁人的生命。因此，在临床救护中，对危重患者的血氧浓度监测是不可缺少的。本章重点介绍监护仪中心电、呼吸、体温、无创血压和血氧饱和度的测量原理。心电图是从体表记录心脏电位变化的曲线，它反映心脏兴奋的产生，传导和恢复过程中的生物电位变化。心电图由一个P波、一个QRS波波形提取，可分析心律失常等事件。心电幅度一般在5μV～5mV之间，频率分布范围0.05~100Hz,心率(HR)可由R-R间期计算得到。心电测量的是两电极之间的电位差，通过导联获取，具体电极安放位置如图2-2所示。起初定义的I、Ⅱ、Ⅲ导联在临床上称为双极标准肢体导联，后来又定义了加压单极肢体导联aVR、aVL、aVF和胸前导联V₁、V₂、V₃、V₄、V⁵、V₆,这几个导联是目前临床上采用的标准心电导联。因为心脏是立体的，一个导联波形表示了心脏一个投影面上的电活动，这12个导联，将从12个方向反映心脏的不同投影面上的电活动，从而可综合诊断不同部位的病变。目前，临床上使用的标准心电图机在测量心电时，其肢体电极是安放在手腕和脚腕处，而作为心电监护中的电极是安放在患者的胸腹区域，临床常用导联为标准肢体导联和单极胸前导联V,共5个电极。虽然安放位置不同，但它们是等效的，因此监护中的心电导联与心电图仪中的导电极位置胸骨右缘锁骨中线第1肋间胸骨左缘第4肋间胸骨左缘锁骨中线第1肋间V联是对应的，它们具有相同的极性和波形。心电测量电路实现心电信号的检测与放大，并经A/D转换得到数字化的心电信号，然后由软件完成波形检测和心率值等计算，测量原理如图2-3所示。保护滤波导联选择保护滤波导联选择对由电极采集到的心电信号，经输入保护和电压跟随后，由多路选择开关构成标准的I、Ⅱ、Ⅲ导联和胸导联V的输入，同时采用右腿驱动法，消除人体引入的共摸干扰。选中的那一路心电，经过高精度运放构成的前置放大器放大后，耦合到后级，并通过带通滤波器滤除干扰，后进行A/D转换进入主控制器。呼吸检测主要用于呼吸监护，呼吸监护包括呼吸波形实时显示和呼吸率自动计算，一般选用生物阻抗法进行呼吸检测。当呼吸时由于胸部的扩张使胸部阻抗发生变化，且这种阻抗变化与呼吸活动呈线性关系。因此，只要通过胸阻抗变化的测量就可以间接测量呼吸活动。其原理是人体的胸部相当于一段容积导体，其阻抗包括电阻、感抗和容抗，由于人体感抗很小，一般可忽略不计，而容抗在高频电流作用下也很小，所以对高频电流来说，胸阻抗基本上就是电阻的变化。其电阻变化与容积变化的关系可由容积导体模型推导出来，如图2-4(a)所示，即第二章电生理参数测量原理阻抗法测量人体电阻主要有电桥法、恒流法和恒压法等。电桥法对皮肤处理要求较高，而且电桥平衡调节比较困难，在实际中很少用到，恒压法与恒流法本质上是一样的，最为常用的是恒流法。在呼吸测量中，一般电极的配置为二电极法，如图2-4(b)所示。在二电极法中，交流激励电流输入和信号输出共用该电极，最大优点是电极少，提取呼吸信号的同时可提取心电信号。呼吸的测量原理如图2-5所示。检测电极为心电电极LL和RA,由激励脉冲驱动，调制的输出通过差分放大器放大，然后通过同步的解调器解调，输入低通滤波器后进行A/D转换进入主控制器。输入保护第三节体温测量原理监护系统多采用负温度系数热敏电阻作为传感器测量体温。负温度系数热敏电阻通常由2或3种金属氧化物组成，在高温炉内煅烧成致密的烧结陶瓷。氧连接金属往往会提供自由电子，而在理论上，当温度接近绝对零度时，热敏电阻型陶瓷通常是极好的绝缘体。但是，当温度增加至较常见的范围时，热激发会抛出越来越多的自由电子。随着许多电子载流子通过陶瓷，有效阻值则降低，也就是说温度升高，阻值减小。热敏电阻随温度的变化极为灵敏，典型变化为每摄氏度阻值减少3%～7%。负温度系数热敏电阻阻值随温度变化的关系可表示为2000～6000K,在高温下使用时，B将增大。可以看出，热敏电阻值随温度呈非线性的指数规律变化，这增加了温度信号显示与处理的复杂性，必须进行线性化处理。常用方法有两种：一种是在测量电路中进行校正补偿；另一种是通过插值计算的方法。在要求不高的一般应用中，可做出在一定的温度范围内温度与阻值呈线性关系的假定，以简化计算。如：式中：T为被测温度，T。为与热敏电阻特性有关的温度参数，K为与热敏电阻特性有关的系数，VT为热敏电阻两端的电压。根据这一公式，如果能测得热敏电阻两端的电压，再知道参数T₀和K,则可以计算出热敏电阻的环境温度，也就是被测的温度，这样就把电阻随温度的变化关系转化为电压随温度变化的关系。图2-6给出了体温测量电路的原理框图。在测量电路中热敏电阻器与固定电阻器组成取样电路，其分压随温度升高而下降，通过放大滤波可换算出温度指数，从而实现体温的测量(一般有两路处理)。取样电路第四节无创血压测量原理要全面评价心脏与血液循环系统的功能，需要进行血液动力学方面的检查，其中的一个重要措施就是进行血压测量。血压是指血液对血管壁的压强。心脏射血会形成周期性的脉动波形，如图2-7所示。其中脉动血压P(t)的最高值称为收缩压，最低值称为舒张压，平均压是一个周期T内的连续血压的均值。o血压通常用相对压强表示，即血压13.3kPa(100mmHg)时，是指血压比大气压高13.3kPa(100mmHg),血压过高或偏低都是血液循环系统运行不正常的表现。监护系统中常用无创测振法，它可以测得收缩压、舒张压和平均压。这种方法也像传统的柯氏音法那样需要用袖带阻断动脉血流，但在放气过程中，不是检测柯氏音，而是通过压力传感器检测袖内气体的振荡波，这些振荡波起源于动脉血管壁的振动。采用振动法测量无创血压时，将压力传感器接入袖带，检测袖带的压力以及由于脉搏在袖带的压力下形成的振动信号。首先把袖带捆绑在手臂上，自动对袖带充气，到一定压力时开始第二章电生理参数测量原理15再放气由于袖带与手臂的接触较松，因此压力传感器所检测的压力及波动越来越小。因此只要在气袖放气过程中连续测定振荡波(振荡波一般呈现近似抛物线的包络),振荡波的包络线所对应的气袖压力就间接地反映了动脉血压，如图2-8所示。快放气图2-8测振法包络线当气袖内静压高于收缩压Ps时，动脉被关壁刚性增加，因而波幅维持在较小的水平。测压系统一般由主控制器、充气泵、电磁气阀、充气袖带、压力传感器、放大电路、数据采集电路和保护电路等构成，如图2-9所示。首先，主控制器控制气泵工作，气阀全部关闭，袖带快荡波开始出现。当袖带压力从高于收缩压降到收缩压以下时，振荡波会突然增大。到平均压泵气阀压力传感器图2-9测振法电路原理框图16多参数监护仪原理与实践时振荡波振幅达到最大值，然后又随着袖带压力下降而衰减。测振法血压测量正是根据振荡波幅和袖带压力之间的关系来估计血压的。与振荡波幅最大值对应的是平均压，收缩压和舒张压，可以通过振荡波振幅和最大振幅的比值估算出来。因此，正确测定血压值的关键技术是能否精确找出振荡波，并确定它们的周期和峰值。由于血压测量是针对袖带内压力的变化，而这种压力的变化是由于袖带容积的变化而产生的。导致袖带容积变化的因素有两个：一个是在测量过程中放气造成的，这一因素导致压力变化是一个近似斜坡的信号；另一个是袖带压迫下的动脉血管的容积波动。所以，由压力传感器得到的信号中，既包含了袖带缓慢放气的斜坡压力信号，又包含了袖带下动脉波动造成的脉搏波动信号，且脉搏波动信号是叠加于斜坡压力信号之上的。通过带通滤波技术可将此混合信号分离，抑制低频，滤除直流成分，并放大为了测量准确，要求袖带宽度应为手臂周长的40%(新生儿50%),或上臂的2/3充气部分应至少包绕手臂的50%～80%。袖带包绕方法如图2-10所示。第五节血氧饱和度测量原理在100ml血液中，血红蛋白或还原血红蛋白(Hb)与氧结合而形成氧合血红蛋白(HbO₂)的最大量即可认为是血液的氧容量，氧合血红蛋白中的含氧量所占氧容量的百分比称为血氧饱和度(SaO₂),可用下式表示根据Lambert-Beer定律，采用光电技术进行血氧饱和度的测量。当一束光打在某物质的溶液上时，透射光强I与入射光强I₀之间关系为I=I₀10-KCL。式中I和I₀比值的对数称为吸光度A,因此上式也可表示成A=KCL,C是溶液的浓度，L为光穿过溶液的路径(液层厚度),K是溶液的光吸收系数。若保持路径L不变，溶液的浓度便与吸光度A成正比。显然，若溶液中只有一种物质，其浓度C为未知，则可由吸光度A计算出浓度C。若在血液中存在两种血液中的血红蛋白Hb和氧合血红蛋白HbO₂对不同波长的光的吸收系数不一样，在波长为600～700nm的红光区，Hb的吸收系数远比HbO₂的大，但在波长为800～1000nm的红图2-11Hb和HbO₂的光吸收曲线利用上述特点可以测量血氧饱和度。假定Hb和HbO₂在波长为λ1处的吸收系数分别为a1和a₂,那么就有消去C和L,可得由于考虑到发光二极管的误差，一般选择在815～940nm的范围内，该区段内HbO₂的吸收率通常选择660nm,因为在此附近两者之差有最大值。脉搏血氧仪所用的探头使用时是套在手指上的，如图2-12所示。上壁固定了两个并列放置的发光二极管，发出波长为660nm的红光和波长为940nm的红外光，下壁有光电检测器，将透射过手指动脉血管的红光和红外光转换成电信号。当红光穿过氧合血红蛋白时，只有少量的光被吸收，大部分光穿过；当红外光穿过氧合血红蛋白时，吸收量会多一些；当红外光穿过还原血红蛋白时，被吸收的部分较少而穿过的部分较多；当红光穿过还原血红蛋白时，吸收的部分较多而穿过的部分较少。透射光强是入射光强经过衰减得到的。这种衰减由3部分组成，首先是皮肤、肌肉、骨骼以及与之联系的其他组织引起的衰减；第二部分是由静脉微血管引起的衰减；最后是由动脉血引起的吸收，它又包含动脉血本底的吸收和由脉动成分引起的吸收两部分。如图2-13所示，皮肤、肌肉、脂肪、静脉血、骨骼等的光信号吸收系数是恒定的，因此只影响光电信号中的直流分量，而血液中的Hb和HbO₂浓度随着血液的脉动作周期性的改变，对光的吸收也出现周期变化(交流分量),引起光电检测器输出的信号强度随血液中的Hb和HbO₂浓度比周期性变化。光电检测器测得搏动时光强较小，两次搏动间光强较大，减少值即搏动性动脉血所吸收的光强度，这样可计算出两个波长的光吸收比率R。即先求两种波长形成的脉动分量与直流分量的比值(AC/DC),再求红光RD和红外光IR吸收系数交流分量的比值，结果是通过R值可以在R-SaO₂表中查找对应的血氧饱和度，而R-SaO₂来源于正常志愿者数据库。光电信号的脉动规律是和心脏的搏动一致的，因此检测出信号的重复周期，还能确定出脉率。习惯上将脉搏血氧仪测得的血氧饱和度称为SpO₂,以区别于其他类型的血氧计测得的第二章电生理参数测量原理19结果。血氧测量电路原理如图2-14所示。探头中的光电检测器是光电管，能产生正比于透射到它上面的红光和红外光强度的电流，但是它不能区分这两种光。为此，用定时电路来控制两个发光二极管的发光次序，即红光LED开启→红光LED关闭→红外光LED开启→两个LED均关闭。两个LED均熄灭时，检测出环境光和干扰信号，从红光和红外光信号中减去环境光，从而增强对环境光的抑制能力。检测到的光电流信号被转换成电压信号，并经放大、滤波等信号调理过程后，由A/D转换器转换成数字信号进入主控制器。主控制器对数字信号进行复杂的处理，求出SpO₂。发光管分时驱动电路电流电压变换川图2-14血氧测量电路原理框图多参数监护仪硬件由数据采集和信息处理两部分组成，具体如图3-1所示。显示袖带串口0串口2心电模块本章介绍的数据采集部分包括心电模块、血压模块和血氧模块。心电模块同时包含心电、呼吸和体温的测量。其中心电和呼吸信号由导联线连接至人体进行采集，体温信号由温度传感器获取，最后将采集到的信号经过串口发送。血压模块通过袖带连接到人体获取压力信号，然后经过信号调理和处理器计算最后得出血压数据。血氧模块中，血氧探头夹至手指，探头上的红光、红外光交替点亮的光电信号，再经过信号调理放大和处理器的分析计算得到血氧数据。经过数据采集部分后得到的3路生理特征数据分别经过串口0、串口1和串口2连接至信息处理部分。信息处理部分采用ARM处理器和嵌入式Linux实时操作系统，有效管理系统的软件和硬件资源，结合LCD显示和报警功能，直观方便。第二节处理器的选择为了方便人-机交互，操作上采用LCD显示和按键相结合的方式，同时考虑充分发挥硬件设备性能和可扩展性，本章介绍的系统采用基于ARM9控制内核的Mini2440开发板，使用主频为400MHz的SamsungS3C2440处理器，带3路串行口，扩展64M的主存SDRAM和64M的NandFlash存储器。S3C2440的突出特点是其核心处理器，它是由ARM公司设计的32位基于ARM920T内核的处理器。ARM920T实现了MMU、AMBA、BUS和Harvard高速缓冲体系结构，这一结构具备独立的16KB指令Cache和16KB数据Cache,每一个都是由具有8个字长的行组成。控制器(最大支持4K色STN和256K色TFT),提供1通道LCD专用DMA,具备3通道UART(IrDA1.0,64字节TxFIFO,64字节RxFIFO),AC97解码器接口(用作音频报警)和NandFlash控制器，含有内存管理单元，适合于运行Linux操作系统。一、心电测量电路(一)保护和滤波电路在临床上，心电电路除了单独用于检查心电以外，经常要与其他医疗设备同时使用。例如，高频电刀、除颤器等。其输出均为高电压。为了保证电路安全正常运行，在前级采用过压保护，如图3-2所示。图中，放电管LP101组成高压保护单元，当其两端的电压高过其保护规定值时，其内部会出现短路现象，并“吸收掉”输入的过高压，从而保护后级电路和使用者的安全。R105和C103构成RC低通滤波电路，当有高频(如1MHz)杂波信号干扰时，此时高于低通截止频率，杂波信号会经过C103近似短路到地，得以滤除。(二)缓冲器电路输入缓冲器采用电压跟随器电路，作用是使人体与导联电路高度隔离。在图3-3中，心电信号输入到由U101A构成的其中一路缓冲放大器，它具有高输入阻抗、低输出阻抗、增益为设置缓冲放大器一方面是为了提高放大器的输入阻抗，克服电极与皮肤接触电阻引起的信号衰减，提高做心电时的共模抑制比和心电2输出322多参数监护仪原理与实践描记幅度；另一方面，较低的输出阻抗可确保有效地驱动后级导联电路工作。氏三角”,如图3-4所示；同时，假设心脏产生的电偶向量位于此等边三角形的中心。图3-4爱氏三角示意图为胸导联，如图3-5(d)所示。5第三章多参数监护仪硬件设计236Ⅲ导联RA3R159R160胸导联V+图3-5心电导联电路(四)右腿驱动电路通过两个20kΩ的等值电阻取出平均交流共模电压，经过数字控制模拟开关送入右腿驱2数字控制模拟开关图3-6右腿驱动电路(五)滤波放大电路由于心电信号是低信噪比的周期性微弱信号，在采集过程中易受仪器、人体等方面的影响，并混有很强的工频干扰，因此为了准确采集到心电信号，需要经过滤波放大电路，经过带通滤波后得到0.05～100Hz有用心电信号。如图3-7所示，差分放大后的Ⅱ导联信号，经过R139和C139组成的RC滤波电路后，加到带通滤波器，通频带设置在0.05～100Hz,然后经过放大和后级缓冲器电路输出。6+7V(一)高频激励信号发生电路采用恒流法来测量胸部阻抗，对于恒流法，由式△U=I△R知，当电流I恒定时，电压变化与阻抗变化成正比，因此只需测量胸部电极两端的电压即可测得胸部阻抗。恒流法测量呼吸采用高频恒流，可以有效地将呼吸波的电信号和心电信号区分开，同时激励信号频率的恒定非常重要，它可以减少由皮肤阻抗变化带来的影响。由主控制器产生调制信号CPU_PWM,信号经过U201B、U201C反相器，再通过U200A和外围电阻电容组成的积分电路，最后加到由RC低通和高通网络建立的一个窄带带通滤波器，得到中心频率在62.5kHz的正弦波信号，电路原理如图3-8所示，其中U200B和外围电阻23865图3-862.5kHz激励信号发生电路电容R251、R252、C221、C222一起组成高通滤波器。(二)前置放大电路经过高频激励信号发生电路将心电两电极之间由于呼吸产生的阻抗变化所引起的电信号调制在高频激励信号之上后，由于呼吸信号非常微弱，所以在调制信号解调和滤波前应先将小信号进行放大，以便解调和滤波。根据呼吸信号的特点，要求前置放大器应具有低噪声、低零漂、低功耗、高共模抑制比的性能，电路选用TLC072CD作为前置放大器，如图3-9所示。382(三)检波整流电路前置放大输出的信号中，含有呼吸信号经调制后的信号。为了获得人体呼吸阻抗的信息，需要将该信号解调，解调电路采用经典的二极管检波整流电路，如图3-10所示。当Vn>0时，D206的1端二极管导通，D206的2端二极管截止，经分析计算，整流电路输出电压Vout与输入电压Vn同相。26多参数监护仪原理与实践当Vin<0时，D206的1端二极管截止，D206的2端二极管导通，此时，整流过程与(四)滤波放大电路波。同时，解调后的信号仅为毫伏级，需进一步放大处理。为此，该部分设计框图如图3-11图3-11滤波放大电路三、体温测量电路关系，通过电阻的采样分压将电压值经过放大滤波后进入A/D,再经过MCU换算成温度值，电路原理如图3-12所示。体温测量电路有两路，通道1和通道2的电路参数要求完全一致。提供2.5V参考电源，经过热敏电阻分压和电容滤波，由模拟开关芯片MC14051B对通道1和个精密电位器，通过调节电位器来改变反馈电阻，从而校准体温。图3-12体温测量电路四、A/D转换电路经过采集的心电、呼吸和体温信号需经过A/D转换成数字信号供主控制器(ARM7)处Ⅲ第四节无创血压模块电路一、压力传感器压力传感器实际电路如图3-14所示。在U3A运放的同相端第3脚输入+1.25V的电压。由于压力传感器NPC1220将压力值转变为电信号后非常微弱，在后级需要加上前置放大器对信号进行放大，最后再进行A/D转换。236图3-14压力传感器外围电路二、前置放大电路输出的压电信号采用三运算放大器放大，在图3-15中，U3B和U3D构成输入级，U3C构成输出级。在输入级，根据运放“虚短”和“虚断”的分析方法，跨在R17上的电压为Vo-Vo,由于流过电阻R18、R19和流过R17为同一电流，应用欧姆定律得到即(Vo-Vo)=67(V₁—V₂),可得第一级增益A₁=67。在输出级，可知可得第二级增益Aπ=10。因此，总增益A=A×Aπ=670。通过分析前置放大电路，将实时压力信号放大滤波输入到后级A/D,图3-15中RP1为最大阻值1kΩ的精密电位器，用于实时电压的微调校准。A/D转换芯片采用具有双通道的MAX144,最大采样率为108ksps,12位串行输出。外围电路如图3-16所示，实时压力信号由MAX144的第二脚通道0输入，采样时钟SCLK和片选信号CS由主控制器ARM7LPC2132提供，参考电压为2.5V,A/D转换后的数字信号输入到LPC2132进行处理。4图3-16A/D电路四、过压保护电路在血压测量中，为了保证测量安全，特别是在对新生儿的测量过程中，必须严格保证袖带的充气压力在正常合理的范围内。如果ARM控制单元出错，必须及时从电路中产生复位信号使ARM复位，从而保证测量安全，过压保护电路就是为实现上述功能而设计的。较器使用。图3-17过压保护电路端输出高电平信号；当6脚电压高于5脚时，二极管D12导通，复位信号端被拉低，输出低电平信号，使ARM7控制器复位。高低电平信号端实现成人/儿童和婴儿过压保护范围的区分，当该端输入低电平时，二极管D11导通，Q5截止，这时通过调节RP2可实现婴儿过压保护；当输入高电平时，二极管D11保护。一、电源保护电路源隔离芯片G1205D,输入电压+12V,输出理图如图3-18所示。输入12V电压经过分离，从而确保隔离效果。图3-18电源隔离电路二、血氧探头和前置差分放大电路红光RED和红外光IRED为反向并联设计，在主控制器的分时驱动下交替点亮血氧探头上壁的LED,探头交替发出红光和红外光，探头下壁的光电检测器将透射过手指的光信号转换成电信号，经过磁珠FB1、FB2(用于抑制信号线、电源线上的高频噪声和尖峰干扰，还具有吸收静电脉冲的能力)后分别加到滤波放大电路，经过差分放大提取信号，最后经过C15滤除直流分量，如图3-19所示。三、发光管分时驱动电路9953P沟道MOS场效应管用于控制LED的通断，9956N沟道MOS场效应管用于提供根据主控制芯片Z80产生的控制信号时序，当9953的2脚G1输入低电平，4脚G2输入第三章多参数监护仪硬件设计景光的干扰，消除误差，提高测量的准确性，驱动信号时序如图3-21所示。通过9956可以调节发光强度，当血氧探头接受光信号减弱时，TP7的驱动电压变大，使LED上的电流加大，发光强度变大，从而维持光电传感器接受光强的平衡，提高测量的稳定性。图3-21驱动信号时序四、发光强度控制电路的控制，从而控制所需的光照强度(图3-22)。3图3-22发光强度控制电路五、+2.5V参考电压产生电路LM4040和一个TLC272构成的电压跟随器组成。LM4040提供+2.5V参考电压，与电压跟随器组合以提高驱动能力。32多参数监护仪原理与实践2+图3-23+2.5V参考电压产生电路3-24所示，2脚Vm为模拟信号输入端，5脚CS为A/D的片选端，7脚CP为A/D的时钟，6脚vcc-IN-主控制器6538图3-24A/D转换电路第四章、嵌入式监护系统为了提高监护仪的稳定可靠性，降低系统功耗，减小体积，在软硬件上要尽可能紧凑，选择具有丰富接口的处理器作为系统的核心，这样可使外围电路尽可能减少，从而提高系统的可靠性。而嵌入式系统是这一方案的最佳选择。嵌入式技术的应用，可以使多参数监护仪软件代码量减小，存储容量增大，自动化程度提高，响应速度加快，体积减小，数据采集的准确性提高，方便网络传输，特别适合于实时和多任务下的系统控制。具体表现如下。1.专用性强使用嵌入式系统，合理裁剪软件和硬件，使内核程序只为多参数监护仪服务，克服现有以PC机为平台的监护仪专用性不强的缺点，使整个系统精简，保证监护应用系统的安全可靠。2.性价比高使用嵌入式系统可以去除在PC机上很多不必要的硬件投入，软件上由于经过了嵌入式的量体裁衣，仅留下所需应用的专用部分，使得软件的投入大大减少。同时，随着嵌入式处理器大规模的生产，价格上也非常便宜。嵌入式系统的软、硬件少而精，同时也没有PC架构那样复杂。系统软件和应用软件都是固化在硬件上，如果出现意外情况，经重新启动，可恢复正常。通过几个简单的按键就可以使用和维护系统。3.小型化嵌入式设计下的系统趋于小型化，功耗低，移动能力大大提高。4.便于远程医疗嵌入式系统提供标准的网络通信接口及相关的通信组网协议软件和物理层驱动软件。强大的网络功能，有利于监护仪信息采集、处理、信号网络传输的一体化，从而能够满足远程医疗、数字化网络医院的需求。在具体实现上，系统首先通过各检测模块检测人体基本生理参数。检测模块通过电极和传感器提取人体生理参数信号，然后通过模拟电路对信号进行阻抗匹配、干扰抑制、信号过滤、放大等预处理，模数转换器再把人体生理参数的模拟信号转化为数字信号。嵌入式处理器协调和控制各个进程，一方面通过各个串口，对其数字信号进行采样、量化，并按各参数标准进行计算、分析、处理和存储，并控制输出。另一方面接收各种用户信息，执行相关进程，实现交互34一、嵌入式系统的概念目前，对嵌入式系统的定义多种多样，并没有一种完全统一的说法。和车间运行的装置，这主要是从应用对象上加以定义，涵盖了软硬件及辅助机械设备。系统。它一般不以独立的设备或者装置的形式出现，而是将自己隐藏(嵌入)在各种设备和装置的内部，根据主体设备或者装置的需要，发挥其运算、处理、存储和控制的作用。另外，一个比较普遍的对嵌入式系统的定义是以应用为中心，以计算机技术为基础，软硬件可裁减，适用于对功能、可靠性、成本、体积及功耗等有严格要求的专用计算机系统。二、嵌入式系统的组成嵌入式系统一般是指非PC系统，但它与普通的计算机系统一样，也是由硬件和软件两大部分组成的，如图4-图形用户接口实时操作系统RTOS通用接口图4-1嵌入式系统的组成嵌入式计算机系统嵌入式计算机系统硬件部分是嵌入式系统的物理基础，它提供软件运行的平台和通信接口，包括核心处理器、外围电路和外围设备3部分。其中，嵌入式处理器是嵌入式系统硬件的核心部件，负责控制整个嵌入式系统的执行。据不完全统计，全世界嵌入式处理器的品种数量已经超过1000多种，流行的体系结构有30余个系列。一般可以将嵌入式处理器分为4类，具体如下。(1)嵌入式微处理器MPU。嵌入式微处理器的基础是通用计算机中的CPU。在应用大幅度减小系统体积和功耗。为满足嵌入式应用的特殊要求，嵌入式微处理器虽然在功能上单板计算机，如STD-BUS、PC104等。嵌入式微处理器目前主要有ARM系列、PowerPC、(2)嵌入式微控制器MCU。微控制器是将整个计算机系统集成到一块芯片中。微控制微控制器的品种和数量最多，比较有代表性的通用系列包括8051、P51XA、MCS-251、式微控制器占嵌入式系统约70%的市场份额。(3)嵌入式DSP处理器。DSP处理器对系统结构和指令进行了特殊设计，使其适合于执到采用嵌入式DSP处理器。嵌入式DSP处理器有两个发展来源：一是DSP处理器经过单片于此范畴；二是在通用单片机或SoC中增加DSP协处理器，如Intel公司的MCS-296和Infineon的TriCore。嵌入式DSP处理器比较有代表性的是TI公司的TM320系列和Freescale公司的DSP56000系列。(4)嵌入式片上系统SoC。随着电子数据交换(EDI)的推广和超大规模集成电路(VLSI)来临，这就是片上系统。各种通用处理器内核将作为SoC设计公司的标准库，和许多其他嵌在器件库中。用户只须定义出整个应用系统，仿真通过后就可以将设计图交给半导体工厂制造样品。这样除了个别无法集成的器件外，整个嵌入式系统大部分均可集成到一块或几块芯SoC可以分为通用和专用两类。通用系列包括Infineon公司的TriCore,Freescale的M-Core,某些ARM系列器件，Echelon和Freescale公司联合研制的Neuron嵌入式微处理器有许多流行的处理器核，芯片生产厂家一般都基于这些处理器核生产不同型号的芯片。如，比较流行的嵌入式处理器架构有ARM/StrongARM、MIPS、PowerPC、x86、68000/ColdFire等。ARM、x86、68000系列等32位嵌入式芯片逐步占领③具有可扩展的处理器结构，以便硬件厂商能迅速地开发出满足用户应用需求的最佳性2.嵌入式系统的软件软件部分负责控制系统的运行和行为。它包括嵌入式操作系统(一般要求实时多任务操(1)通用型嵌入式操作系统。当通用型嵌入式操作系统应用到实际的嵌入式环境中时，一般都要经过重新定制的过程，以适应具体环境的要求。常见的通用型嵌入式操作系统有(2)专用型嵌入式操作系统。专用型嵌入式操作系统是针对应用较为广泛、环境变化相对较小的嵌入式系统环境专门设计的操作系统，所以在具体应用时，可以不经剪裁而直接应用，或经过较少的设置就可以应用。常用的专用型嵌入式操作系统有SmartPhone、Pocket(1)实时嵌入式操作系统。实时嵌入式操作系统主要面向控制、通信等领域。如WindRiver公司的VxWorks、QNX系统软件公司的QNX等。(2)非实时嵌入式操作系统。非实时嵌入式操作系统主要是面向消费类电子产品，包括个人数字助理(PDA)、移动电话、机顶盒、电子书和WebPhone等。如微软面向手机应用的目前从市场占有率来说，国内在嵌入式领域主要使用的操作系统有VxWorks、Windows①可定制性。因为嵌入式系统环境的要求，嵌入式操作系统一般需要提供可添加或可剪②可移植性。因为目前的嵌入式处理器种类很多，所以嵌入式操作系统要支持尽可能多在硬件支持方面通常采用硬件抽象层(HAL)和板级支持包(BSP)的结构设计方法。③实时性。这是嵌入式系统环境的现实要求，不满足一定的实时性，嵌入式操作系统就无法应用到一些环境中。④低资源占有性。这也是嵌入式系统的要求。相对其他计算机而言，嵌入式设备一般都配置少量的RAM、频率较低的微处理器，系统资源少的特点决定了嵌入式操作系统必须尽可能地减小资源占有率。三、嵌入式系统的特点嵌入式系统不但和一般的PC系统不同，而且针对不同的具体应用而设计的嵌入式系统之间差别也很大。嵌入式系统一般功能单一、简单，而且在兼容性方面要求不高，但是在体积、成本方面限制较多。嵌入式系统和通用型计算机系统相比具有以下特点：(1)嵌入式系统体积小、功耗低、专用性强。与PC系统相比，嵌入式系统都是为不同的应用而专门定做的，它可以把PC机需要用很多的板卡完成的任务聚集在一张板卡甚至是一个芯片中，大大缩小了体积和功耗，而且具有很强的专用性。(2)软件一般固化在芯片上。一般PC系统作为开发嵌入式系统的工具，但是开发结束后，嵌入式系统就是可以不依赖于PC系统而独立运行，所以它的软件需要固化在处理器芯片或者存储器芯片(如Flash)中。(3)嵌入式系统市场分散。PC系统被少数几个公司所垄断，如它的体系结构绝大部分是Intel的x86体系结构，而芯片生产商集中在Intel、AMD、Cyrix,它的操作系统则被Microsoft一家垄断。在嵌入式系统领域，却充满竞争，没有哪一家公司垄断处理器和操作系统。例如，微软的WinCE、开放源代码的uc/OSⅡ和Linux,VxWorks等。(4)嵌入式系统软硬件结合紧密。由于受到体积、功耗等因素的限制，嵌入式系统的存储器和外设资源有限，在嵌入式系统软硬件体系结构内部，各层次、模块之间的耦合度比通用计算机强，这是嵌入式系统要求高效的结果。(5)嵌入式系统开发需要有专门的开发工具和开发环境。嵌入式操作系统是操作系统领域的一个重要分支。由于Linux的独特优势，使越来越多的企业和科研机构把目光转向嵌入式Linux的开发和研究上。嵌入式Linux操作系统是嵌入式系统当中很重要的部分之一，是联系应用软件和硬件设备的桥梁。它既要满足一些特殊的这是嵌入式操作系统的一个新成员，其最大的特点是源代码公开并且遵循GPL协议，在近几年成为研究热点。Linux是一种能运行于多种平台(PC及其兼容机、Alpha工作站、SUNSparc、ARM处理器、PowerPC、MC68000和Inteli960等)的类Unix操作系统。它应用于嵌入式系统时间不长，但发展非常快。嵌入式Linux有如下优点：(2)遵从GPL,无须为每例应用交纳许可证费。(3)有大量的应用软件可用，其中大部分都遵从GPL(5)有庞大的开发人员群体，只要懂Unix/Linux和C语言即可，软件的开发和维护成(8)支持的硬件数量庞大。嵌入式Linux和普通Linux并无本质区别，PC上用到的硬件嵌入式Linux几乎都支持。而且各种硬件的驱动程序源代码都可以得到，为用户编写自己专Linux内核对实时进程的调度提供了一定程度的支持。Linux的内核是常驻内存的，在(1)系统启动后，释放那些为启动而占用了RAM空间的代码。存被组织成很多小块的扇区，把其中一个作为引导块，即此处存放数达到一定的值后(一般1000～400000次)将不能再进行闪存的写入。在嵌入式系统中可以Flash存放只读文件(如内核映像),速度很快的RAM中运行程序，基于Linux的嵌入式系统在一个基于Linux的嵌入式系统中，通常应有这样的配置：32位嵌入式CPU、64M的Linux操作系统以其自身的特色