（生物医学工程专业论文）基于ARM的便携式多参数监护仪.pdf

a b s t r a c t n ee l e c 仃0 c a r d i o 咖( e c g ) ，b 1 0 0 dp r e s s u r e ( b p ) ，s p h y g m u sa n db l o o do x y g e n s a t u r a t i o n ( s 0 2 ) a r et h em o s t 如n 细e n 训b i o - i n d i c a t o r so fh u m a nb e i n g s ，w h i c hc a n b em o n i t o r e db ym u l t i - f u n c t i o nm o n i t o rf o rl o n gt i n l e b e c a u s eo ft h eu s eo ft l l e s e m o n i t o r s ，p a t i e n t sa r eb 鲫【e rt r e a t e d 锄dt h ed e a t hm t eo fs e v e r ep a t i e n t sd e c r e a s e sa l o t t h ep on l a b l em u l t i - m n c t i o nm o n i t o r 私d e s c r i b e di nt i l i sp a p e rf e a t u r e ss m a l ls i z e ， l o wp o w e rc o n s u m p t i o n 跏ds 臼o n gp e r f 0 m 柚c e t h ep r o c e s s o rw i t ht h ea rm 9 2 0 t c o r ee m b e d d e di su s e da st h ec e n t i 鼍l p r o c e s s i n gu n i t ni i l t e g r a t e sv a r i o u sd i g i t a l s o u r c e s 粕df e a t u r e sf 汪s ts p e e da n dl o wp o w e rc o n s u m p t i o n ，w h i c hm e e t st h en e e d so f t l l ep o m b l es y s t e m t h ee c gm o d u l ei si m p l e m e n t e db 於e d0 nt w ot e c h l l i q u e s ： 乏广a d c 锄do v e 啪p l i n g t h ea 1 1 a l o gc i r c u i to ft l l em o d u l ec o n t a i n sad i r e c t c u r r e n t ( d c ) 锄p “匆i n gs t a g ew h i c hr e p l a c e st h e 饷d i t i o n a la i t e m a t i n gc u r r e n t ( a c ) 啪p l i 矽i n g t h en e wc i r c u i th 舔h i g h 访t e g m t i o n 孤dr o b u 文锄dc 柚a v o i d 锄p l i n e r b l o c l ( i n g t h ep a s s i v el i n e a rn c ti su s e dt os u p p r c s st h ee l e c t s u 唱i c a li l l t e r f - e r e n c e w ec h o o 辩t h ee m b e d d e dl i i l u x 嬲t h eo p e r a t i o ns y s t e m ( o s ) b a s e do na r m t h eg r a p h i cu s e ri n t e r f k e ( g u di sd e v e l o p e du s i n gt h es o 触a r eq e a l lo ft h e b i o - i n d i c a t o r sc 锄b es h o wo nn l es c r c 蜘，髂d a t ao rw a v e t h i sp a p e ra i s oi n 仃o d u c e s v e r a la l g o r i t h m sf o rn l en o i s er e m o v a lo fe c gb 懿eo nt h ep l a i r ip r o c e s s o r t l l l e i m p r o v e da l g o r i t l l l no fa d 印t i v ec o h e r e n tm o d e li sd e t a i l e df o ri t sa d v a n t a g e s ：h i g h p e r f o m l a n c e ，s i m p l e 锄db e i n ge a s yt 0u 跎，w i t h o u tr e f e r e n c ec h a n n e l s ，h i g hs p e e d a n dr e a l t i m ei m p l e m e n t i n g i ) e s j g n e d 伽m o d u l a r i z a t i o nt e c h n i q u e ，t i l es y s t e m i sd i v i d e di m os e v e r a l m o d u l e sw i t hs p e c i f i cf i l n c t i o n 趾dc l e a r 五隐m e ，f a c i l i t a t i n gi t s 如n h e rm o d i f i c a t i o n ， o p t i m 娩a t i o n 锄dm a i n t e n a n c e 1 tc 锄b ew i d e l yu s e di ns i c k r o o m ，o p e r a t i n gt h e a t r e ， c o m m u n i t ym e d i c a lr o o m 卸d0 nt h ea m b u l a n c e k e yw o r d s ：m u l t i - 血n c t i o nm o n i t o r ，e s u ，0 s ，g u i ，a d a p t i v cc o h e 佗n tm o d e l 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得墨盗盘堂或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：斗气白签字日期：刁年月夕日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解盘洼盘堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权墨鲞盘鲎可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 一躲斗确名南t 妒j 月，7 日 ，签字日期：z 舢7 年月f7 日 第一章绪论 第一章绪论 1 1 多参数监护的意义及发展 随着现代医学技术的发展，尤其是电子技术、计算机技术、数字信号处理技 术的不断发展，监护仪作为各级各类医院中一种常用设备，得到了广泛应用。现 代医学监护仪是一种以测量和控制病人生理参数，并可与已知设定参数进行比 较，出现超差而发出报警的一种装置或系统。由于它的应用，大大地减轻了医务 人员的劳动强度，提高了护理质量；而且更重要的是，它可在一天2 4 小时连续对 病人的状况和生理参数进行实时监护，一旦出现病情变化，可供医生作为应急 处理和进行治疗的依据；可减少并发症，大大降低危重病人的死亡率；还可为临 床医护人员的诊断治疗和研究提供病人疾病发展或愈合过程中有价值的附加信 息，有利于医护人员更好地了解病情，做出科学准确的诊断和治疗。因此现代医 学监护仪已经成为目前各级各类现代化医院中临床监测监护必不可少的一种常 用医疗设备u 1 。 现代医用监护仪主要由4 个部分组成乜1 ：信号采集、模拟处理、数字处理、 信息输出。按其物理结构大致可划分为如下三类嘲：( 1 ) 单参数监护仪：如单心 电监护仪，单血压、单血氧饱和度等。( 2 ) 多功能多参数综合监护仪：如可同时 监护心电、呼吸、体温、血压和血氧等参数。这类监护仪一般是为满足普通临床 科室的监护需要而设计的。( 3 ) 插件式组合监护仪，这类监护仪属于高档监护仪， 它是由各个分立的可拆卸的物理模块和一台监护仪主机构成。通用的插件式多参 数监护仪以其灵活性，广泛应用于各科室和病房中，在监护仪市场中占有了很大 的比重。 随着监护技术h 1 的不断更新和发展，用户需求也逐渐朝多样性方向发展。现 代多参数监护仪的特点主要体现在几个方面哺1 ：( 1 ) 小型化，在实现仪器相同功 能的前提下，缩小整机的体积。( 2 ) 插件式，目前广泛应用的监护仪结构上都采 用插件式，测试参数实现了多样性，使监护仪的功能扩展，升级换代，功能模块 的互换等极为方便。( 3 ) 高灵活性，现代监护仪设计非常灵活，用户可根据需要 选择显示器的尺寸与显示方式、用户界面( 中文或外文) 、各种测量功能( 测量模 块的增减) 及测量技术。( 4 ) 功能的可靠性，由于不断采用新的方法和技术，监护 仪在功能和性能方面有了很大提高。如心电监护方面，应用模式识别技术对心电 第一章绪论 信号的处理功能越来越强：先进的屏蔽技术使得现代医学监护设备可以与电磁辐 射较强的仪器( 如高频电刀，心电除颤器等) 同时使用；采用心律同步技术，使无 创血压和脉搏血氧饱和度检测的准确性得到提高。( 5 ) 安全性，采用浮地、开关 电源等先进的隔离技术，防止病人和操作人员遭受电击的危险。( 6 ) 网络化，由 于计算机技术和网络通讯技术的发展，通过国际互联网，医院主干网络或其他专 用临床网络，可以实现病人数据，信息的双向传递。 1 2 各监护参数意义简介m 】 1 2 1 心电( e c g ) 的监护 心脏每时每刻按着一定的速率和节律跳动，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，并被记录下来形成心电图。心电图不是由于心脏的 机械收缩所产生，它反映的是心脏兴奋的产生、传播和恢复过程中的生物电变化， 是心脏各部分的许多心肌细胞先后发生的电位变化的综合表现。图1 1 是一个周 期内的心电波形图。 心房 心室收缩开始 图1 1典型心电图各波、段及间期的划分 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，位于心电图的起始部分，幅度最小，代表心房肌除 极过程的电位变化。窦房结的激动先传导到右心房，后传导到左心房。p 波起点 表示窦房结的激动已到达心房，使心房开始除极；其前半部代表右心房的激动， 第一章绪论 后半部代表左心房的激动；而其终点表示两心房全部除极完毕。( 2 ) p r 间期，是 从p 波起点到q r s 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，正常值为0 1 2 0 2 0 秒。若p r 间期延长，则表示房室传导受阻。( 3 ) q r s 综合波，反映了心室除极的全过程。由于心室各部的肌肉厚度不一，故该波群反 映的是几个除极过程所产生的电位变化的综合情况，因此称为q r s 综合波。q r s 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，是心电图中幅度 最大的波群，其持续时间的正常值约为o 0 6 o 1 6 秒。( 4 ) s 1 段，指q r s 综合波 终点到t 波起点的一段，表示心室除极结束至复极开始的一段时间。正常人的s t 段光滑，凹面向上，心率缓慢时呈现为水平直线。但大多数情况下s t 段与t 波相 连，不易分开。( 5 ) t 波，q r s 综合波后向上或向下的一个圆钝形波，代表心室肌 复极时的电位变化。复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。( 6 ) q t 间期，q r s 综合波起点到t 波终点，是心室开始除极到复极全 部完成所需的时间，正常值为0 3 2 0 4 4 秒。( 7 ) u 波，在礅之后约0 0 2 0 0 4 秒 出现，一般较宽而低。 心电监测分为心律( 节律) 监测和心率( 速率) 监测。所谓心律，是指心跳 的规律性，即每一次心跳与下一次心跳的周期间隔是否相等；所谓心率，是指心 脏每分钟跳动的次数，心律和心率是两个完全不同的概念。危重病人e c g 监测， 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、室性早搏，心肌供血情况、电解质紊乱等。心率的正常值：成人6 0 1 0 0 次分；2 3 岁小儿1 0 0 1 2 0 次分：1 岁以下小儿1 1 0 1 3 0 次分；新生儿 1 2 0 1 4 0 次分。 监护e c g 并不能完全替代标准心电图机，目前监护的e c g 波形一般还不能提 供心电波形更细微的结构，而且两种仪器在测量电路中的带宽也不同。 1 2 2 无创血压( m b p ) 监护 血压是指血液对血管壁的压力，临床的无创血压监护对象是动脉血压。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。动脉血压是一个易变的生理参数，它与人的心理状态、情绪状态 以及测量时的姿态和体位有很大关系，受外界因素影响很大。动脉血压是估计心 血管功能的最常用方法，与心排除量和外周血管阻力有直接关系，及时和准确的 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病人的安全具 有重要的意义。 无创血压监测主要采用震荡法，震荡法是7 0 年代发展起来的无创伤性动脉血 压测量的新方法，其原理是利用袖带充气到一定压力时完全阻断动脉血流，随着 第一章绪论 袖带压力的减小，动脉血管将呈现由完全阻闭一逐渐开放一完全开放的过程，动 脉血管壁的搏动将在袖带内的气体中产生气体震荡波，气体震荡波信号最强处就 是被测部位动脉的平均动脉压，再由平均动脉压计算出动脉的收缩压和舒张压。 震荡法测量无创血压消除了人为因素，因此其测量结果具有客观性和可重复性； 如果保证测量条件，其测量结果也有很高的一致性。震荡法测量无创血压的前提 是要寻找到规则的动脉压力脉动。如果测量的条件使这种检波方式发生困难的情 况下，测量值就可能变得不可靠，测量的时间也会增加，甚至测量不出来。如在 测量过程中，由于病人的运动或外界干扰影响到袖带内的压力变化时，仪器无法 测到规则的动脉压力脉动，可能导致测量失败。无创血压测量不适用于严重低血 压的病人，尤其是当病人的收缩压低于5 0 6 0 衄h g 时；而且自动测压需要一定 的时间，无法连续显示瞬间的血压变化。因此，对于血压不稳定的危重病人，无 创血压测量显然不够理想，特别是不能及时反映血压骤降的病情变化，此时需改 用有创血压监测，对病人的血压进行实时监测。 正常情况下无创血压成人的收缩压为9 0 1 3 0 衄h g ，舒张压为6 0 9 0 衄h g ， 脉压差为3 0 4 0 衄h g ，平均压为舒张压+ 1 3 ( 收缩压一舒张压) ；小儿的收缩 压为( 年龄2 ) + 8 0 皿h g ，舒张压为收缩压的l 3 1 2 ；小于l 岁小儿的收缩压 为6 8 + ( 月龄2 ) 衄h g 。 1 2 3 动脉血氧饱和度( s p 0 2 ) 监护 氧在生命活动中是不可缺少的，血液中的氧是通过与还原血红蛋白( h b ) 结合后形成氧合血红蛋白( h b 0 2 ) 而被输送到全身组织中，供机体利用。动脉 血氧饱和度是用来表示血液中氧合血红蛋白比例的参数，即h b 0 2 ( h b 0 2 + h b ) ， 监测动脉血氧饱和度，能为早期发现病人有无低氧血症提供了有价值的信息。无 创动脉血氧饱和度的测量是在8 0 年代初发展起来的一种监测技术，它是根据血 液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白对红光和红外光的吸收光谱不同，该方法仅能 测量动脉血中的血氧饱和度，测量的前提条件是要有脉动的动脉血流。常用监测 部位有手指、脚趾、额头、耳垂等。 如果在测量过程中病人肢体的被测部位出现剧烈运动时，将会影响到这种规 则脉动信号的提取，从而使测量无法进行。当病人的末梢循环严重不畅时，如休 克病人，将会导致被测部位动脉血流减小，使测量不准或无法测量。当外界有强 光照射到血氧探头上时，可能会使光电接收器件的工作偏离正常范围，导致测量 的不准确，因此血氧探头应尽量避免强光照射。影响血氧饱和度监测的因素：传 感器位置安置不到位；指甲过长，涂指甲油影响信号检测；强光环境对信号的干 扰；休克病人，皮肤温度过低；在同侧手臂测量血压时，影响脉冲，导致测量困 第一章绪论 难。 血氧饱和度的正常值为9 6 9 9 。 1 2 4 其他监护参数 监护仪中的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 根据热敏电阻的阻抗值随温度变化而变化的特性而获得温度测量。体温监测常用 于新生儿、发热、休克的危重病人及低温麻醉病人等。体温测量的探头可分为体 表探头和体腔探头，分别用来监护体表和腔内的体温。 监护仪中的呼吸测量多采用阻抗法，人体在呼吸过程中的胸廓运动会造成两 个呼吸电极间的阻抗值发生变化，这种呼吸阻抗值的变化图就描述了呼吸的动态 波形，并可提取出呼吸率参数，用于监测病人每分钟呼吸的次数。 在一些心脏手术和其他重大手术时，对血压进行实时变化的监测具有很重要 的临床价值，这就需要采用有创血压监测技术来实现。有创血压( i b p ) 一般可 监测：动脉血压( a b p ) 、中心静脉压( c v p ) 、肺动脉压( p a p ) 和左房压( l a p ) 。 其测量原理是：首先将导管通过穿刺，置于被测部位的血管内，导管的外端直接 与压力传感器相连接，由于流体具有压力传递作用，血管内的压力将通过导管内 的液体传递到外部的压力传感器上，从而可获得血管内实时压力变化的动态波 形，通过特定的计算方法，可获得被测部位血管的收缩压、舒张压和平均动脉压。 呼吸末二氧化碳是麻醉患者和有呼吸功能障碍患者呼吸功能的重要监测指 标，可以观察病人是否有二氧化碳储留和过度通气，与动脉血氧饱和度结合使用， 可以更好地反映病人氧及二氧化碳的代谢情况。 心输出量是反映病人心功能的一个重要参数指标，了解心脏的泵血功能，计 算出有关的血液动力学指标，指导临床治疗，特别是在危重病人及心脏病人的心 功能监测中有很重要的价值。目前，临床上使用的心输出量监测方法主要是热稀 释法。 1 3 本课题的主要研究内容 本课题提出了一种基于a r m 的便携式多参数监护仪的解决方案。课题的主 要工作包括以下几个部分： 1 心电模块的设计。 2 多模块与a 则系统的接口。 3 嵌入式l i n u x 操作系统g u i 设计。 4 心电数据处理。 第二章心电模块设计 2 1 抗电刀网络设计 第二章心电模块设计 2 1 1 高频电刀及其对监护仪的干扰 高频电刀也即国外所称的电外科装置( e s u ) ，既可歹l j 入手术器械类，也可 归于手术设备类。它象手术刀一样具有切割功能，是一种取代原始切割的现代科 技化的设备性的手术器械。由于其切割速度快、止血效果好、操作简便、安全方 便，在临床上采用高频电刀可以大大缩短手术时间，减少患者失血及输血量，从 而降低了并发症及手术费用，因此高频电刀在临床上得到普遍应用p j 。 通俗来讲，高频电刀就是一个变频变压器，它将2 2 0 v 5 0 h z 的低压低频电 流经变频变压、功率放大转换为频率4 0 0 1o o o k h z 、电压为几千甚至上万伏的高 频电流。通过有效电极尖端以高电流密度作用于人体，对组织进行加热，实现对 肌体组织的分离和凝固，从而达到切割和凝血的目的。电刀工作时正常的电流环 路是电刀一手术切口一人体肌肉一电刀极板一电刀，如图2 1 所示。 图2 1 电刀工作示意图 高频电刀的工作频率属于射频( 1 强) ，他通常有三种使用模式：切割，凝血 和混合模式，三种模式的输出波形各有不同。做切割使用时，输出几乎为纯的正 弦波，频率为5 0 0 7 5 0 k h z 。做凝血使用时，输出为阻尼射频脉冲波，一般以 2 0 4 0 l 【i z 的频率进行调制，呈现为一个间断的开关波形。混合模式是两种波形 的叠加，该模式下操作时在切割的过程中同时又具有凝血的作用，输出波形也为 第二章心电模块设计 以上两种模式下波形的混合方式。切割与凝血的输出波形示意图如图2 - 2 所示。 图2 2 切割( 左图) 与凝血( 右图) 的输出波形示意图 e s u 工作过程中产生的电气干扰以两种机理传播：通过身体的传导和通过 大气的辐射，它们都会对监护仪产生干扰l l o 】。传导效应是由流过病人身体的e s u 电流产生的。当电流流过身体组织时，在体内产生了电压降。如心电监护中，监 护仪测得e c g 电极间的电压，实际上代表的是心电电压与e s u 电压( e s u 流过 人体的电压降之和) 的叠加，并且e s u 电压通常掩盖了从心脏来的微弱电压。 如果监护电极没有放在等电位线上，则电极之问会有电位差。因为e s u 在电刀 和回路板间各电流路径中，电刀附近电流最大，因而电刀附近的任意两点间的电 位差也最大，结果，接近手术部位处放置的电极对于相对于电流路径的位置差别 最为敏感。此外，监护电极与皮肤之间的阻抗也会影响流入监护仪的电流值。辐 射效应是当高频e s u 输出时，在周围空间产生电磁场，它使附近的监护电缆与 灵敏的电子设备上感应电流，这就产生了辐射干扰。与传导干扰相比，它的影响 起来相对较小，可以通过妥善的屏蔽来减小。 仪器的直接接触是干扰的主要来源i 】，如使用电刀时，通过电刀作用电极进 入患者体内的电流通常都会干扰监护仪e c g 波形、呼吸波形的显示及参数的计 算。干扰的程度由多方面因素决定，包括电刀的输出功率大小、输出频率、作用 电极的工作方式及其如何与身体接触、作用电极与监护仪导联电极之间的距离和 方位等。实际使用中，若手术部位在离心电检测电极较远的地方，如四肢，对心 电信号则没有明显的影响。但是在对患者进行开胸手术时，监护仪的心电检测电 极正好处于高频电刀的工作环路之中，漏电流通过检测电极进入监护仪的输入电 路，对监护信号的接收和显示造成一定的影响，尤其是当电刀极板的导电性较差 时，监护仪所显示的心电信号会出现完全或部分失真，将影响监护仪的正常工作 和对病情的判断。 2 1 2 无源网络设计 如上所述，高频电刀的干扰波形因使用模式不同而不同，并且主要以传导的 第二章心电模块设计 方式干扰监护仪器工作。高频高压是干扰的主要特征，如美国v a l l e y l a b 的f o r c e f x 型高频电刀，当工作在单极凝血的喷射式凝血( s p r a y ) 模式时，输出的峰值 电压可高达9 0 0 0 v 。为了抑制电刀的高压高频干扰，模块模拟部分的最前端为一 个无源线性网络，网络的原理图如图2 3 所示。 v l i v 1 2 图2 3 无源线性网络的原理图 i i i j h a 咖? i n l m p 工1 ：f 2 电刀产生的干扰主要以传导的方式进入心电采集模块，共模干扰和差模干扰 同时存在。网络为对称式结构，两路人体心电信号v 1 1 、v 1 2 分别输入到对称的 两个输入端，大时间常数的阻容组合r 3 、c 1 、r 4 、c 2 用来衰减电刀产生的差 模干扰，而r 1 、r 2 、c 0 则用来对共模干扰进行抑制。由于电路工作环境的特殊 性，器件选取时需要综合考虑系统的输入阻抗、阻容的极限参数和衰减特性。在 不使用电刀时，由于心电信号在滤波器的通带范围内，心电信号几乎无衰减的进 入并联差动放大器，而在电刀开启后，由于其工作频率远高于滤波器的截止频率， 因而可以把它衰减到不足以影响后续电路的正常工作。滤波电路均采用无源线性 元件电容和电阻，避免了非线性失真的引入。同时，无源线性网络还采用了共模 驱动技术，通过电阻r 1 、r 2 提取共模信号来驱动后级及右腿驱动电路，防止由 于阻容元件的不匹配造成共模干扰转变为差模干扰，以提高共模抑制比。图2 4 是用仿真软件m u l t i s i m 2 0 0 1 【1 2 l 对该网络进行的幅频分析。由图可见低频心电信号 可以无失真的通过，而高频信号得到了很大的衰减，在频率为5 0 0 m z 可以达到 一8 0 d b 。 第二章心电模块设计 2 2 基于 型a d c 的心电模块 心电信号是一种较徽弱的体表电信号，其幅值约为o5 m v 4 m v ，频率主要 分布在00 5 h z 7 5 h z 的范围内，属于低频率、低幅值信号。在心电信号的检铡 中通常都伴有强干扰( 噪声) ，这些干扰( 噪声) 主要是极化电压、5 0 h z 工频、 肌电干扰和基线漂移，固此对心电信号的检测电路尤其是前置放大器提出了特 殊的要求，要有较高的增益、高输入阻抗( 2 m n 以上) 、高共模抑制比( 6 0 d b 以 上) 、低噪声( 1o l l v p p 以下) 、低漂移以及合适的通频带宽度和动态范围。 2 2 1 传统前置放大器的缺陷 心电涮量中，电极与人体皮肤表面接触形成的半电池会产生极化电压，它缓 慢变化的，表现为很低频的噪声信号，国家标准中规定极化电压最大为3 0 0 m v 远远大于心电信号。传统的心电采集模块设计中，由于采用的往往是精度比较低 的逐次逼近型a d c ，为避免放大嚣的饱和，采用了前置多级放大，并在中间加 入了时问常教电路去除极化电压，继而对信号进行交流放大。由于放大器的输 入端存在寄生二极管或保护二极管，当电压发生突变时，电容两端的电压不能发 生突变，电流就会通过二极管和电阻对电容充电。国家标准中要求时间常数电路 的时间常数不小于32 s 所以当放大器的输八端受到孵问大脉冲的干扰( 如电刀 的启停) 或导联切换时，很容易会出现堵塞现象，这使得放大器需要很长时间才 能使基线恢复到正常位置。 另一方面，心电信号取自两个标准导联，如果以双端模式输入到a d c ，则 理论上其共横增益为o ，即共模抑制比为无穷大。而采用了前置放大电路后t 由 文献【1 4 l 可知，理论上计算整个电路的共模抑制比为： 第二章心电模块设计 彻删= 蚴嗽= 等乏= 争蚴咆：沼。 或 蚴删= 2 0 l g 彳l d + 2 ( 2 - 2 ) 式中：c m r 而刎或c m r r 而训为放大器的总共模抑制比：c m r l 为第一级放 大器的共模抑制比；c m i 匕或c m 融匕为第二级放大器的共模抑制比；a 胁a 力 和a 孙a 知分别为第一级放大器和第二级放大器的差模增益和共模增益。由此 可见，由于将双端信号转换成了单端信号，电路的共模抑制比下降了，而且还受 到后级仪用放大器性能的制约。此外，前置放大电路中，一个不可避免要考虑的 问题就是放大器的输入饱和，这样在术中监护时就对监护方法提出了较高的要求 ( 如将e c g 电极放在和电刀等距离的位置上等) ，增加了人为因素的影响。 2 2 2 - 型a d c 原理 。 z 型a d c 利用低采样分辨率( 1 位) 和高采样速率将模拟信号数字化。过 采样技术使得信噪比获得提高，噪声整形和数字滤波等方法增加输出数据的有效 分辨率，最后对a d c 输出进行抽取处理以降低采样有效速率，获得需要的数据 输出率l 1 9 j 。 过采样技术提高系统信噪比 由于a d c 有限的分辨率，使其不可避免的具有量化噪声，其功率谱密度均 匀分布于0 f s 2 频带范围内。利用f f t 分析，可以看到一个单音和一系列频率 分布于0 f s 2 间的随机噪声，总的噪声能量为n q = 2 1 2 。而量化噪声功率谱 p 0 与取样频率有关： 昂= 箬毒= 簧 ( 2 3 ) 如果将采样频率提高k 倍，达到k f s ( k 远大于1 ) ，量化噪声的功率谱密 度将均匀分布于o k 妣频带范围内，则量化噪声功率谱p 0 变为： ( 2 - 4 ) m 生峨 一6 三峨 一屹 晶 第二章心电模块设计 即在有用信号带宽内( 以及用户感兴趣的信号带宽内) 的噪声能量下降为原 来的1 ，即信噪比提高了k 倍。从f f t 分析也可看出，噪声基线降低了，但 s n r 值未变( 噪声能量未变) ，只是将噪声能量分散到一个更宽的频率范围。_ - 型a d c 正是利用了这一原理，在l b i t 的a d c 之后进行数字滤波，大部分噪声 被数字滤波器滤掉，这样有用信号带宽内的量化噪声就降低了，即提高了系统信 噪比，从而获得宽动态范围。 量化噪声成形技术提高有效分辨率 一阶- 调制器的结构如图2 5 所示，它包含1 个差分放大器、1 个积分器、 1 个比较器以及1 个由1 b i t 的d a c 构成的反馈环。反馈d a c 的作用是使积分器 的平均输出电压接近于比较器的参考电平。调制器在1 b i t 的a d c ( 即比较器) 后输出二进制的比特流，即“0 一和。1 一位流。其中“1 的比率将正比于输入 信号，如果输入信号电压上升，比较器就产生更多数量的。1 一，反之亦然。 s i g n a i i 幽墨啦 图2 5 娶调制器的结构 上述一阶一调制器的作用机理可以利用其z 域模型来分析，如图2 - 6 所示。 图2 6 调制器z 域模型 假设模型的输入为x ( z ) ，量化噪声为q ( z ) 。并假设h ( z ) = l ( 1 石1 ) 为一个 单位增益的离散时间积分器。对模型分析可得： 第二章心电模块设计 】，( z ) = x ( z ) + ( 1 一三) q ( z ) ( 2 5 ) 由上式可知，一阶调制器环路对输入信号不产生影响，但是对量化噪声 进行微分处理，有噪声成型作用。它将大部分量化噪声推向更高的频段，移到有 用信号频带之外，使得噪声不会与信号频谱混叠，从而可以通过简单的滤波器有 效的抑制噪声( 如图2 7 所示) 。如果在厶调制器中采用更多的积分与求和环节， 可以提供更高阶数的量化噪声成形，从而可以获得更高的有效分辨率。例如本课 题采用的a d p c 8 4 7 ，其a d c 的吕? 调制器为二阶调制器，在每两倍的过采样率 下可改善s n r 达1 5 d b 。 图2 7 量化噪声成形技术滤除噪声 数字抽取滤波 z 一调制器以很高的采样速率输出l b “数据流，频率可高达m h z 量级，但 是获得的二进制比特流并不能直接用于实际应用。数字抽取滤波的目的是从该数 据流中提取出有用的信息，并将数据速率降低到可用的水平。该滤波器的作用是 滤波、抽取和抗混叠。滤波为一个低通滤波器，主要是滤除调制器的输出信 号频带以外的高频量化噪声，并维持信号频带内的信号基本不变，相当于增加了 数字输出的有效分辨率；抽取是将- - 调制器输出的高速低分辨率的数字信号的 的取样频率降至奈奎斯特采样频率，进而完成高分辨率数字信号的重构；抗混叠 主要是滤除降低取样频率后可能出现的混叠噪声。数字滤波器决定了信号带宽、 建立时间和阻带抑制。不同厂家和型号的矗型a d c 含有不同的数字抽取滤波 的软硬件结构。 第二章心电模块设计 2 2 3 基于a d p c 8 4 7 的模块结构 心电模块采用a d i 公司的微控制芯片a d p c 8 4 7 【2 0 】作为核心，它具有8 通道 高精度的2 4 位 型a d c ，整合了片内参考电平、电源管理、与2 通道1 2 位高 精度d a c ，支持i s p 在线调试，外接3 2 k i z 晶振，通过锁相环可工作在1 2 m l z 下。片内还集成有6 2 k 字节的f l a s h 与8 k 字节的s r a m ，片上外设资源包含 有u - 6 哪、s p i 、双1 2 c 串行接口、3 个定时器、看门狗和p w m 等。心电模块的 系统框图如图2 8 所示。心电信号的检测利用微控制芯片内集成的a d c 进行的： 液晶接口可以外接液晶模块来进行独立使用时的心电波形显示；r s 2 3 2 接口作 为数据和程序传输接口，可以进行i s p 、l 廿和采样数据上传。 图2 8 心电采集模块系统框图 本文中的心电模块利用了a d p c 8 4 7 中集成b - 型a d c ，它具有2 4 位的高 分辨率、1 0 8 q 的输入阻抗及差动输入模式，图2 9 为其a d c 输入通道的框图。 模 拟 输 入 图2 9a d “c 8 4 7 中卜型a d c 输入通道 数 字 输 出 通道前端含有p g a ( 程控增益放大器) ，可以通过编程设置合适的输入范围。 由于具有了足够的分辨率，同时p g a 可以保证信号占有足够的动态范围，所以 原始信号基本不需要放大，或仅需要进行低倍的直流放大，即无需加入时间常数 电路，这样就避免了放大器的堵塞。据此，本模块中放大电路只包含了一个有两 个运放组成的并联差动放大电路，结构极为简单，电路原理如图2 1 0 所示。无 第二章心电模块设计 源线性网络的输出接至放大电路的输入端，经过低倍放大后以差分模式输入到 a d c 中。在高分辨率的2 4 位采样结果中，通过软件去除高位中极化电压的影响， 提取低位有效位的心电信号，恢复心电波形。这样与传统心电采集模块相比，虽 然增加了一部分的软件处理量，但是以现有高性能的m c u 处理速度来看，还远 没有达到其处理极限。而与此同时，模拟电路部分的缩减，却带来模块体积和功 耗的降低和稳定性的提高。由图2 9 可见，转换的最后部分还含有一个s i n c 3 数 字滤波器，该滤波器具有很好的低通特性，旁瓣的衰减达到- 4 0 d b ，可以对电刀 产生的高频干扰进行进一步的滤除；虽然其通带内带宽很窄，截至频率只有 0 2 6 2 f d 耕( f d 脚为数据输出率) ，但术中监护时，信号带宽只要求为2 5 h z 左右 j ，当采样率大于l0 0 h z 时，即可以满足临床要求。 一6 型 摸数 转换器 图2 1 0 放大电路 工频( 5 0 h z ) 干扰是心电测量中最重要的干扰。仅靠前置放大器的高共模抑制 比还不足以抑制工频干扰，右腿驱动电路也是抑制工频干扰的有效方法。右腿驱 动电路如图2 1 1 所示。 v 瑚j 冒 图2 1 1 右腿驱动电路 本模块采用人体共模电平信号( c o m ) 与a d “c 8 4 7 集成的d a c 的输出信号 通过运算放大器做差动放大，把放大后信号作为右腿驱动信号。该方法不仅可以 第二章心电模块设计 抑制5 0 h z 工频干扰，还可根据a d p c 8 4 7 检测到的心电信号适当调整人体电平， 便于a d c 采样。电路中同样加入了阻容滤波器，防止电刀的高频信号经过右腿 驱动电路窜入放大器。 2 3 基于过采样的心电模块设计 利用 型a d c 进行数据采集，虽然其精度较高，但实际分辨率往往受到 采样速度的限制。此外，m c u 内置的型a d c 一般速度较低，采用外置的又 无疑增加了成本和电路复杂度，并且配置不灵活。采用过采样技术，利用高速的 s a r 型a d c ，可以通过软件设计，获得所需的采样精度和速度【2 铂3 1 。 过采样的原理与上述? 型a d c 部分的过采样技术一致，本设计的优点是 心电检测中选用的中低分辨率a d c 进行过采样，由于本身具有一定的分辨率， 要求的过采样倍数不会太高，a d c 的速度可以满足应用。而数字滤波和抽取均 通过软件来实现，配置灵活。在- c 采样速度达到的过采样率提高的分辨率满 足生物电检测要求时，如果信号幅值小于舢) c 的一个代码宽度l s b ，直接使用 过采样是不能提高分辨率的。实际的操作是先叠加成形函数( 锯齿波、三角波、 自噪声) ，将输入到a d c 的信号抬高到大于一个代码宽度，再进行过采样。叠加 成形函数的过采样方式不但在这种信号幅值小于a d c 的一个代码宽度的情况下 可以提高精度，在输入信号的动态范围远小于a d c 的动态范围时，也能提高精 度f 2 4 l 。 本文选用a d i 公司的单片机a d p c 8 4 1 1 2 5 1 ，其内部集成了速度可达4 0 0 k 的 1 2 位逐次逼近型a d c 。该a d c 使用d m a 方式可达最大采样率，由于该模式会 占用总线，因而放弃最快速度。从软件需求和单片机速度出发，将a d c 采样率 6 定为2 0 0 l ( h z ，为便于计算，将过采样倍数k 定为10 2 4 ，则下抽取后心电采样 率为f 为：f s i ( _ 1 9 5 h 忘，满足奈奎斯特采样定理。由于过采样倍数k 为1 0 2 4 ，按 每提高4 倍采样率就能提高一位分辨率来计算，获得的a d c 有效分辨率能提高 5 位1 2 6 1 ，最后能达到约l7 位分辨率。心电信号的检测要求1 m v 信号的分辨率达 到8 位，显然单纯的利用过采样不能达到要求，还需要对原始信号进行低倍放大。 本设计中在采样之前用a d 8 2 2 1 瞄7 j 做了约2 0 倍的放大。 图2 1 2 为模块硬件电路示意图。人体导联的左右手电极分别直接接到 a d 8 2 2 1 的正负输入端( 1 、4 管脚) ，右腿电极则接至d a c l 上。a d u c 8 4 1 的两 个数模转换器( d a c 0 ，d a c l ) 分别输出基准电压，使a d 8 2 2 1 工作在正常状 态，并使人体心电信号处于a d c 的动态范围内。d a c 0 输出1 2 5 v 电压到a d 8 2 2 i 的基准电压端i 迮f ( 6 脚) ，使信号正常输出，d a c l 输出2 5 v 的基准电压，通 第二章心电模块设计 过电极接到人体右腿上，抬高人体电压以保证信号在a d 8 2 2 1 的输入范围内。 a d 8 2 2 l 的2 、3 管脚接一电阻r l ，得到所需的放大倍数。信号经过放大输出后， 接一个一阶r c 阻容电路作为抗混叠滤波器，防止a d c 采集的信号发生混叠现 象。单片机系统采用u s b 供电，方便系统集成和以后的功能扩展。 7 图2 1 2 基于过采样的心电模块电路示意图 软件设计的基本流程为：a d 心8 4 1 以2 0 0 k 的采样率进行采样，每采样 1 0 2 4 个数，将其累加即完成一次抽取；获得的三字节下抽取数据转换成六字节 a s c i i 码；将获得的a s c i i 码添加头( a s c i i 码“s ) 和尾( a s c i i 码“n ”) 。 作为一个数据帧通过串口上传，设计中数据传输速率选为5 7 6 0 0 。d a c 0 、d a c l 输出需要的基准电压或成形函数，在程序初始化的过程中和a d c 、串口等一同 配置。整个过程不管是硬件还是软件，信号处理，都很简单，十分容易实现。与 基于吕- 型a d c 的心电模块相比，同样获得了采用了直流放大的种种好处，而 软件的处理和控制使得应用的灵活性有了很大的提高。 2 4 在线编程技术f 2 8 2 9 】 a d “c 8 4 x 系列单片机可以通过两种在线编程技术下载代码：在系统编程 ( i s p ) 和在应用编程( 认p ) 。i s p 是通过单片机专用的串行编程接口对单片机 内部的f l a s h 存储器进行编程，而从p 技术是从结构上将f l a s h 存储器映射为两 个存储体，当运行一个存储体上的用户程序时，可对另一个存储体重新编程，之 后将控制从一个存储体转向另一个。i s p 的实现一般需要很少的外部电路辅助实 现，一般样机开发阶段利用w s d 或a s p i r e 软件来进行；而i a p 的实现更加灵 活，通常可利用单片机的串行口接到计算机的r s 2 3 2 口，通过专门设计的固件 程序来编程内部存储器，可以进行网络化操作。 第二章心电模块设计 a d p c 8 4 x 提供了一种用户下载( u l o a d ) 模式，可以对其进行在应用编程。 通过在代码空间高6 k 字节空间上( 位于用户程序存储器e 0 0 0 h _ 年7 f f h ) 编 写b o o t l o a d e r ，可以用我们自定义的协议将应用软件下载到程序空间的低5 6 k 上， 而不需要模块硬件上有丝毫的改动。用户可以将模块串口与p c 连接，利用提供 的p c 机软件，远程下载最新的软件，实现产品软件升级换代。b 0 0 t l o a d e r 程序 流程图如图2 1 3 所示。 图2 1 3b 0 0 t l o a d e r 程序流程图 第三章a r m 系统 第三章a r m 系统 3 1a r m 处理器特点及优势f 3 蝴】 一个系统必然以硬件平台为依托。本课题是一个嵌入式系统，设计时，要从 全局以及今后的发展角度出发考虑硬件平台的整体设计，不能以简单功能实现作 为设计的最终目标。在设计过程中，主要需要考虑以下几个方面： 芯片选择 要选择通用性强、功能完备、稳定可靠的芯片。当今的很多处理器芯片，多 为基于s o c 结构，内置很多通用接口控制器，使用简单且可极大地降低成本； 要选择具有代表性的芯片，市场上的某些芯片只是作为过渡产品销售，用于原理 性、市场性验证，当芯片功能趋于稳定、市场需求较大时，通常会推出一款代表 性芯片。对于设计人员来说，需要了解什么型号是具有代表性的，以保证可靠的 货源供应。不同的应用