睡眠呼吸监测仪

睡眠呼吸监测仪 1 1.1 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。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 [3]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。 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 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 [1]一步发展，而综合性的全院CIU则是建立于80年代初期。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 立了基本符合国际监护室格局的呼吸监护室。 第 1 页 共 41 页 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 [1]专门用于家庭监测的医疗呼吸及脉搏监测仪。 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技术等，正悄悄地进入 [3]到人类的日常生活中。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 [5]只是其中的一项，医院的设备一般是综合指标监测。 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、 第 2 页 共 41 页 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 [1]室的重要发展趋势，但价格昂贵。 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 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 [2]属造成了巨大的精神打击，留下了终身遗憾。 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。 第 3 页 共 41 页 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 [4]景。 1.4 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 [3]法。国际上称之为睡眠呼吸障碍诊断的“金标准”。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 [2](RT)和百分比； d.REM活动度(RA)； e.REM强度(RI)； f.REM密度(RD)。 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。 第 4 页 共 41 页 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、CO浓度、食道压力PH、上气道2 [5]阻力及通气量等； （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 [9]急救处理、病情分析、统计、病理管理等多项医疗功能； 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： 第 5 页 共 41 页 （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SaO记录分析的血氧Holter,包括SaO、心率、鼻气流的记录分22 [4]析器； （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 [10]征相应的隶属度,预测分析患者病情。 1.5 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。 第 6 页 共 41 页 2 2.1 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 [22]仪器的实际需要。 2.2 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。 图2.1系统的组成框图工作原理： 2.3 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~s，也可工作在4800bi~s、9600bit／s。PTR2000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=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 第 7 页 共 41 页 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128×64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16×16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16×8 ASC II字符库；为方便制造用户图形，提供一个64×256点阵的GDRAM绘图区域，为方便构造用户所需字型，提供了四组16×16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。 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I／0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 [5]自行设定，拨号电路可以直接跨接到电话线两端。 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。 第 8 页 共 41 页 3 3.1 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 [6]败，在很大程度上取决于传感器的选用是否合理。 (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 第 9 页 共 41 页 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 [26]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。 (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， [11]这会给测量带来极大的方便。 3.2 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 [9]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。 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 [27]作用下，使得材料本身的电阻率发生了较大的变化。 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， 第 10 页 共 41 页 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 [7]效应就较小或不会出现。 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 [26]领域。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+?R TR-?R+?R T R+?R+?R R-?R+?R TT 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： 第 11 页 共 41 页 URRRURRR()()，，,，TT (3.1) URRRo,,,，TRRRRRRRRRRRR,，，，，，，，,，TTTT 整理后得 RUU,o (3.2) RR，T R当=0时 T R (3.3) UUo,R 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?R=0,当?R?0时，电桥输出和T T 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R=R=2(R+?R)，ABCADC则有 1 I=II (3.4) ABCADC2 因此，电桥的输出为 11 (3.5) UVIRRRIRRRo()(),,，，,,，BDTT22 整理后得 U=I×?R (3.6) o 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 [19]生活，但是技术上要求高、研制费用昂贵，不适用于本研究。 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。 第 12 页 共 41 页 3.3 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： 可 调 电 桥 放 大 缓 冲 滤 波 传感器接口模块 2B31 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 [21]理，减小接口电路的体积、降低功耗、消除器件间的强干扰。 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 [23]100μA-lOmA的电流，也可以为电阻式传感器提供激励。 第 13 页 共 41 页 表3.1 2B31性能指标 参数 2B31J 2B31K 2B31L 增增益细调范 ?20% ?20% ?20% 益 围 增益非线性 ?0.01%max ?0.05%max ?0.025%max G=1V/V ?150μV/?max ?75μV/?max ?50μV/?max 失 G=1000?3μV/?max ?1μV/?max ?0.5μV/?max 调温漂 V/V 电其他值 ?(3?150/G)μV/ ?(1?75/G)μV/??(3?150/G)μV/?压 ?max max max 时瞟 G=1000?3μV/月 ?3μV/月 ?3μV/月 V/V 偏置电流 -0.6nA/? -0.6nA/? -0.6nA/? 输入失调电流（0～70?） ?40pA/? ?40pA/? ?40pA/? ‖47pF 100M‖47pF 100M‖47pF ,,,输入阻抗 100M 输入电 最大不损坏电压 ?130V ?130V ?130V 压范围 线性输入 ?10V ?10V ?10V 输 电压噪声 0.01～2Hz 1μV 1μV 1μV p.pmaxp.pmaxp.pmax 入 G=1000V/V 10～100Hz 1μV 1μV 1μV p.pp.pp.p噪 电流噪声 0.01～2Hz 70pA 70pA 70pA p.pp.pp.p声 G=1000V/V 10～100Hz 30pA 30pA 30pA minminmin 额定 电压（2k ?10V ?10V ?10V负,minminmin 输出 载） 电流 ?5mA ?5mA ?5mA minminmin 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 [11]干扰。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R、R、R是用户选择电阻。不同的阻值可以得到不同的SEL1SEL2SEL3 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： 6R=11.6×10/(2.67fc-4.34) (3.7) SEL1 6R=27.6×10/(4.12fc-7) (3.8) SEL2 6R=1.05×10/(0.806fc-1.3) (3.9) SEL3 第 14 页 共 41 页 F ,, R SEL3 RSEL1SEL2 ,R SEL2 R F 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/(R+16200)] (3.10) f 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、 [22]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。 (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： 1μF 2B31 P1口 图3.4胸腹呼吸放大器 第 15 页 共 41 页 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 [6]输入电压调整到0-5V之间的输出脉信号，送到P0口。 (4)鼻呼吸信号的放大电路 图3.5所示为鼻呼吸放大电路： 787k 2B31 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。 第 16 页 共 41 页 4 4.1 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。 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0～4mV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： 0．05～150Hz。 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l～10000倍)并可由公式 G=1+49．4kO／R 来确定脚。 第 17 页 共 41 页 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 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---O．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”。 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／I)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： 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 第 18 页 共 41 页 5 5.1 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 [12]评估板。。 第 19 页 共 41 页 5.1.1 ATmega16 ATmega16 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 [12]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。 AT89C52是一种带SK字节闪烁可编程可擦除只读存储器(FPEROM-Flash Progrmamable and Erasbale Read only Memory)。其为低电压、高性能CMOS8位微 第 20 页 共 41 页 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20 0x）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 第 21 页 共 41 页 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, 25?C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 μA 5.1.3 管脚说明： 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. 第 22 页 共 41 页 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P36Table 15。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。 AVCC AVCC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。 AREF A/D 的模拟基准输入引脚。 5.1.4 ATmega16 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。CPU 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。 快速访问寄存器文件包括32 个8 位通用工作寄存器，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、Y、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) 保存于堆栈之中。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 种不同的寻址模 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。 第 23 页 共 41 页 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 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。 图4.2 8155构成的键盘、显示接口电路 由图可知，LED显示器采用共阴极数码管。8155的B口用作数码管段码输出 第 24 页 共 41 页 口；A口用作数码管位码输出口；C口用作键盘行扫描信号输入口方式,命令控制字应设置为43H。当其选用4根口线时，可构成4×8键盘。LED采用动态显示软件译码，键盘采用逐列扫描查询工作方式，LED的驱动采用74LS244。 （1）键盘电路设计 键盘是标准的输入设备，实现键盘有两种方案:一是采用现有的一些芯片实现 键盘扫描，如8279, CH451, LMC9768等，还有就是用软件实现键盘扫描。使用现成 以节省CPU的开销，但增加了成本，而用软件实现具有较强的灵活性，也只需要很 少的CPU开销，可以节省开发成本。本文便使用软件实现键盘的扫描。 常见的键盘可分为独立按键式键盘和行列扫描式键盘。独立按键式键盘应用在 需要少量按键的情况，按键和单片机的UO口线直接连接。而行列扫描式键盘用在 按键需求较多的情形下。考虑到血压计面向大多数人群，需操作简单，所以采用独 立按键式键盘。 本文设计的睡眠呼吸监测仪具有如下功能: 1. 开始测量键，BEGIN键； 2. 开机/关机键，POWER键。 所以至少需要2个按键.通过上面对按键过程的分析和击键的分析可以考虑用 更少的按键，如使用复合按键或用长击键来实现多种功能。但考虑到产品的易操作 性等问题，最终选用2个按键，各个按键功能描述如下 (按照上述按键分类): 1. BEGIN键:此键为长击键.当此键按下超过1s后，开始测量血压。设此键为长 击键主要是防止误操作； 2. POWER键:此键为长击键。当此键按下超过1s后，开/关机。 当没有任何键按下时间超过lmin时，系统进入休眠节能状态。系统的键盘模块 原理图如图3.6所示： 第 25 页 共 41 页 图 3.6 按健电路图 （2）LED显示电路设计 常用的显示装置有LED显示，LCD显示等。LED即发光二极管。正向压降一 般在1.2～2.6V，发光工作电流在5～20mA。由于动态显示LED就是让各位LED按照一定的顺序轮流地发光显示，具有以下优点：第一，能显著降低LED的功耗，这对下数字仪表尤为重要；第二，能大大减少LED的外部引线，给印制板的设计 和安装带来方便；第三，能采用BCD码多路输出的方式，不仅使译码、驱动电路 大为简化，还可以与PC相连。故本课题选择使用LED为显示电路。 在此选用常用、廉价的74LS164和74LS138作为扩展芯片。其中74LS164是一个串入并出的移位寄存器，在此处的功能是将单片机I/O口输出的串行数据译码 并在其并口线上输出，从而驱动LED数码管。74LS138是一个3-8译码器，它将单片机输出的地址信号译码后动态驱动LED。但74LS138电流驱动能力较小，使 用了未级驱动三极管2SA1015作为LED的位驱动，将LED的段位连在一起，它们 的公共端则由74LS138分时选通，这样任何一个时刻，都只有一位LED在点亮，也即实现了动态扫描显示。由于显示电路图形过大，此处只显示一个LED显示图。 第 26 页 共 41 页 图 4. 3 LED显示电路 第 27 页 共 41 页 5.2.2 初始化 关中断 A/D转换呼吸信号 显示呼吸 A/D转换脉搏信号 显示脉搏 开中断 显示子程序流程图 初始化 关闭看门狗 开启中断 接收并处理数 据，计算位移 显示数据 第 28 页 共 41 页 无限收发一体数传MODEM模块PTR2000芯片性能优异，在业界居领先水平，它的显著特点是所需外围元件少，因而设计非常方便。该模板块在内部 需成了高频接收、PLL合成、FSK调制/解调、参量放大、功率放大、频道切 换等功能，因而是目前集成度较高的无线数传产品。 以往设计无线数传产品常常需要相当的无线电专业知识和昂贵的专业设 备，而且传统的电路方案不是电路太复杂就是调试困难而令人望而却步，以至 影响了用户的使用和新产品的开发研制工作。PTR2000的出现，使有们摆脱了传统无线产品设计的困扰。该器件采用抗干扰能力较强的FSK调制/解调方 式，其工作频率稳定可靠、外围元件少、功耗极低且便于设计生产，这些优异 特性使得PTR200非常适合于便携及手持产品的设计。另外，由于它采用了低 发射功率、高灵敏度设计，因而可满足无线管制的要求且无需使用许可证，是 目前低功率无线数传的理想选择。 6.2 PTR2000 PTR2000的主要特征如下： 该器件将接收和发射合接为一体； 工作频率为国际通用的数传频段433MHZ； 采用FSK调制/解调，可直接进入数据输入/输出，抗干扰能力强，特别适合工业控制场合； 采用DDS（直接数据合成）+PLL频率合成技术，因而频率稳定性极好； 灵敏度高达—105bBm; 工作电压低（2.7V），功耗小，接受待机状态电流仅为8μA； 具有两个频道，可满足需要多信道工作的场合； 工作数率最高达20kbit/s(也可在较抵速率下工作，如9600bps); 超小体积，约40×27×5mm3; 可直接与CPU串口进行连接（如8031），也可以用RS232与计算机接口，软件编程非常方便； 标准的DIR引脚间距更适合于趼、嵌入式设备； 由于采用了低发射功率、高接收灵敏的设计，因此使用时无需申请许可证， 开阔地时的使用距离最远可达1000米。 6.3 PTR2000模板的引脚排列如图1所示。各引脚的功能说明如下； VCC（1脚）；下输入端，电压范围为2.7~5.25V； CS（2脚）：频道选择端。CS=0时，选择工作频道 1， 即433.92MHz；CS=1时选择工作频道2，即434.33 MHz DO（3脚）：数据输出端； 第 29 页 共 41 页 DI（4脚）：数据输入端 GND（5脚）：电源地 PWR（6脚）：节能控制端。当PWR=1时，模块处于正常工作状态，PWR=0 时，模块处于待机微功耗状态； TXTN（7脚）：发射/接收控制端。当TXTN=1时，模块为发射状态；当TXTN=0 时，模块被设置为接受状态。 PTR2000可与所有单片机（如80C31、2051、68HC08、PIC、Z8等）配合使 用，可直接接单片机的串口或I/O口，也可与计算机串口进行通讯，此时 需要 在中间简单地接在一个RS232电平转换芯片，如MAX232等。 无线收发数传MODEM模块PTR2000的原理 6.4 在软件编程过程中，对PTR2000的工作模式和工作频道的选择尤为重要，表 1给出了该模块的工作模式控制及工作频道的选择方式。表1 模块工作模式控制及工作频道选择表 模块接脚输入电平 模块状态 工作频道号 器件状态 TXEN CS PWR 接收 0 0 1 1 接收 0 1 1 2 发射 1 0 1 1 发射 1 1 1 2 待机 x x 0 6.4.1 PTR2000的通信速率最高为20Kbit/s,也可工作在其它速率如4800bps、9600bps下，无需设置PTR2000的工作速率。 在发送数据之前，应将模块先置于发射模式，即TXEN=1。然后在等待至少5ms后（接收到发射的转换时间）才可以发送任意长度的数据。发送结束 后应将模块置于接收状态，即TXEN=0。发射到接收的转换时间为5ms。 6.4.2 接收时应将PTR2000置于接收状态，即TXEN=0。然后将将接收到的数 据直接送到单片机串口或经电平转换后送到计算机。 6.4.3 当PWR=0时，PTR2000进入节电待机模式，此时的功耗大约为8μA， 第 30 页 共 41 页 但在待机模式下不能接收和发射数据。 PTR2000 除了应注意在发送、接收和待机模式下的编程外，还需注意在 无信号时，PTR2000的串口输出的是随机数据，此时，可定义一个简单的通 信协议，如在发送时，在有效数据这前加两用人才个（或多个）字节的固定标 志，以便在接收一方的软件中检测该固定标志并将其作出了为下式数据的开 始。 为了使系统能够可靠地通信，在编程时应设计通信协议，并应考虑数据的 纠检错，检错可采用较验方式或更好的CRC校验方式。 6.5 PTR2000与计算机串口进行接口的典型应用电路。连接时，PTR2000无线MODEM的DI端应接单片串口的发送端，DO接单片机串口的接收端。 利用单片机的I/O可以控制模块的发射控制、频道转换和低功耗模式。 如果直接将PTR2000与计算机串口连接，则可用RTS来控制PTR2000无线MODEM模块的收/发状态转换（RTS需经电平转换）。，单片机经由串行接口， 通过PTR2000模块和上位PC机通讯，进行无线数据传输。基于PTR2000模块的单片机无线收发系统具有三种工作模式：发送：在发送数据前，应将模块置于发射模式， 即TXEN=I。等待5ms后(接收到发射的转换时间)才可以发送任意长度的数据。发送 结束，将模块置于接收状态，TXEN=0；接收：接收时，将PTR2000置于接收状态TXEN=0。然后将接收到的数据直接送到单片机串口或经电平转换后送人计算机；待机：当 PWR=0时，PTR2000进入节电待机模式，此时的功耗约为8 A，在待机模式下不能接 收和发送数据。其接口电路如图2，PTR2000模块的DO和D1分别与单片机的RXD和TXD 连接，利用单片机的L／O口控制模块的发送和接收、频道转换和低功耗模式。如， 单片机将PD7脚置高电平或低电平而将无线收发模块置为发送或接收状态。 第 31 页 共 41 页 7 为使系统稳定、可靠地通讯，在编程时应设计通讯协议，考虑数据的检错和纠 错，即通讯时，采用数据校验的方法。这里采用循环冗余码校验法，方法是，生成 0—255个字节组成的CRC校验表，放在一个数组中，在CRC校验表生成后，对通讯数据的有效数据只需进行查表工作，即可生成通讯数据中的CRC校验码。无线数据传输的程序包括单片机的发送端程序和上位PC机的接收端程序。其流程图见图1和图2。 单片机初始化 开外部中断 收到发送指令 Y 设置为发送状态 调用采集数据程序 调用发送数据程序 发送“接收数据完”到PC机 设置为接收状态 图1 单片机发送端程序流程图 第 32 页 共 41 页 串口初始化 等待控制命令 数据编码和校检 打开串口发数据 有数据返回 返回正确信息 图2 上位机接收端程序流程图 第 33 页 共 41 页 7 人的一生中，近三分之一的时间是在睡眠中度过的，睡眠时体内新陈代谢 及一切生理活动都降低，机体处于保护性抑制状态，避免神经细胞过渡消耗而功 能衰竭，同时睡眠可以使疲劳的神经恢复正常的生理功能，睡眠对维持人的正常 免疫功能是必须的。通过分析睡眠期间的生理信号可以检测出某些疾病的存在， 有很重要的临床意义。 本文通过理论设计及主要部分的实验，完成了呼吸及脉搏检测仪的研究。通过 对拨码电路的装接与调测，基本上能完成自动电话报警。对脉搏及呼吸信号进行了 理论上的研究，对报警集成电路进行了理论上的研究。如时间充分上述电路均可装 接与调测。该系统成本核算约600～700元之间，如果经过精雕细刻，则能转化成 实际产品，得以应用普及，必能产生良好的社会效益与经济效益。该电路还可以进 行功能扩展，如增加DSP和存储器，则能完成对被监测人二十四小时的生理参数 记录，增加通信接口，可将被记录数据随时调出以供分析。 当前医学模式与医疗体制变革正在世界范围内展开,在实现医学模式转变和医 疗体制变革中,社区医疗有其特殊的重要地位。在虚拟仪器系统中,信号的获取与采集由以计算机为核心的硬件平台来完成。在此硬件平台基础上,调用测试软件完成 某种功能的测试任务,便可构成该种功能的虚拟测量仪器。在同一硬件平台上,调用不同的测试软件就可构成不同功能的虚拟仪器。因此采用虚拟仪器技术可降低仪器 成本,使其实现家用化,非常有利于社区医疗中心收集诊疗数据,有效监测病人的睡 眠状况。按照现代医学观点,疾病的发生固然与细菌或病毒等外因有关,但也与下述内因密切相关：各种身心疾病都是在多种环境因素作用下,使心理存在持久应激,通过神经内分泌通路,造成免疫功能下降的结果。因此,开发家庭睡眠监护系统,将具有 [29]重要的“亚临床”意义。 第 34 页 共 41 页 键盘检测程序 void keyboard_test(void) { putcom(0x00);putcom(0x80); putstr(str2,16);//begin delay(800); putcom(0x00);putcom(0x80); putstr(str4,15);//press putcom(0xc2); putstr(str5,8); keyinit(); //键盘初始化 do { delay(50);//50ms扫一次键盘 keyscan(); putcom(0xcc);//显示键码 putchar(keycode/10+0x30); putchar(keycode%10+0x30); keyinit(); } while(keycode<15);//按15号键退出 putcom(0x00);putcom(0x80); putstr(str3,14);//over delay(800); } 显示子程序源码 #include sprintf(dTemperature,"%4d",databuf.rcdata.Temperature); //转换为LCD可 第 35 页 共 41 页 sprintf(dPressure,"%4d",databuf.rcdata.Pressure); //直接识别显示的ASCII码 sprintf(dVoltage,"%4d",databufrcdataVoltage); void LCD_putch(unsigned char Character); //显示一个西文字符 { LCD_SendData(Character_0x20); LCD_SendCmd(OxCO); } void LCD_uts(const char*s) //显示一个西文字符串 { while(*s) {LCD_putch( *s++);} } //显示一个汉字 void LCD_HZ(const unsigned char *hz, unsigned char lin, unsigned char col) { unsigned int StartAD,i; StartAD=0x200+1in* 16+col; //注意:这里的x取值为0～15，y的取值为 for (i=0;i<12;i++) //0～63. x, y为屏幕像素点的坐标 { //XY则为VRAM的地址 LCD _SendData(StartAD&0x00FF);. LC D _SendData(StartAD8); LCD _SendCmd(0x24); //设置当前操作位置 LCD_SendData(hz[i*2]);LCD_ SendCmd(0xc0); LCD_ SendData(hz[i*2+1]);LCD_SendCmd(0xc2); StartAD=StartAD+16; } } //显示字程序 void display(void) 第 36 页 共 41 页 {PORTD=0; TRISD=0x00; LCD_Initialize(); LCD_ Clear_Text(); //清除前一屏内容. LCD_ Clear_Graphics(); LCD_ Home_Text(); LCD_Text _ Goto(0,2); LCD_puts(dTemperature); //显示温度值 LCD_Text_Goto(0,4); LCD_puts(" KPa"); LCD_ Text_Goto(0,4); LCD-puts(dPressure); //显示压力值 LCD_ Text_Goto(0,7); LCD_puts(dVoltage); //显示电池电压 switch(databuf.rcdata.status) //当前位置 { case 0x80: //左前 {LCD_HZ(code[10].Msk,0,8); LCD_HZ(code[8]:Msk;0,I0);} break; case 0x40: //右前 ,LCD_HZ(code[11].Msk;0;8); LCD_HZ(code[8].Msk,0,10);} break; case 0x20: //左后 {LCD_HZ(code[10].Msk,0;8); LCD_HZ(code[9].Msk;0,10);} break; case 0x10:? //右后 {LCD_HZ (code[11]:Msk,0,8); LCD_HZ (code[9].Msk,0,10);} break; default: {LCD_HZ (code[ 10].Msk,0,8);. 第 37 页 共 41 页 LCD_HZ(code[8].Msk,0,10);} breeak } LCD_HZ(code[0].Msk,0,0);LCD_HZ(code[1].Msk;0,2); //显示固定信息 LCD_HZ(code[17].Msk,0,4); LCD_HZ(code[12].Msk,0,12); LCD_HZ(code[2].Msk,14,0);LCD_HZ(code[3].Msk,14,2); LCD_H Z(code[17].Msk,14,4);LCD_H Z(code[3].Msk,14,12); LCD_H Z(code[4]:Msk,28,0);LCD_H Z(code[5].Msk,28,2); LCD_H Z(code[17].Msk,28,4);LCD_HZ(code[6].Msk,42,0); LCD_HZ(code[7].Msk,42,2);LCD_HZ(code[I7].Msk,42,4); if (Warning Status&0x80) //若报警标志被置位，则显示“报警”，并闪烁 {int i=1000;while(i) {LCD_HZ(code[15].Msk,42,10);LCD_HZ(code[16].Msk,42,12);Delay(8000);LCD _HZ_CLR(42,10);LCD_HZ_CLR(42,12);Delay(8000);i--} } else //若无报警标志，则显示“正常” {LCD_HZ(code[24].Msk,42,10);LCD_HZ(code[25].Msk,42,I2);} } 第 38 页 共 41 页 [1] 张波.呼吸监护新进展[J].世界医疗器械,2002.(3). 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