单片机多生理参数监护仪的设计（终稿)

毕业设计说明书 题 目： 学 院： 专 业： 机械设计制造及其自动化 学 号： 姓 名： 指导教师： 完成日期： 1 目 录 中文摘要 1 ABSTRACT 2 第一章 绪论 1 1.1 各生信号的意义 1 1.1.1 心电图 1 1.1.2 血压 2 1.1.3 脉率 3 1.1.4 脉搏血氧饱和度 4 1.2 生理参数监护技术的发展 5 1.2.1 心电监护仪器的发展 5 1.2.2 无创血压测量技术的发展 5 1.2.3 脉搏血氧饱和度测量技术的发展 7 1.2.4 多生理信号监护仪的发展 8 1.3 本课题的设计内容及意义 9 第二章 生理参数检测电路 10 2.1 心电信号检测 10 2.2 血压信号检测 12 2.3 脉搏血氧信号检测 15 2.3.1 脉搏 SO2 测量的基本原理 15 2.3.2 脉搏血氧信号检测电路 19 2.4 基于 ADC84 的高分辨率检测电路 24 2.4.1 过采样技术提高系统信噪比 25 2.4.2 量化噪声成形技术提高系统信噪比 25 2.4.3 数字抽取滤波 26 第三 章 四生理参数的处理 28 3.1 平滑滤波在心电模块中的应用 28 3.2 数学形态滤波在血压模块中的应用 28 3.2.1 数学形态滤波 的原理、定义及作用 29 3.2.2 数学形态滤波算法的应用 30 3.3 血压模块中的测定算法 30 3.3.1 平均压的确定算法 30 2 3.3.2 收缩压和舒张压的确定算法 32 3.3.3 脉率的计算 34 第四章 系统硬件设计 35 4.1 系统总体设计 35 4.2 系统硬件设计 36 4.2.1 核心微处理器 ADC84 36 4.2.2 液晶 LCD 模块 37 4.2.3 按键 40 4.2.4 单片机接口 41 第五章 系统软件设计 42 5.1 系统软件整体结构 42 5.2 硬件程序驱动程序 43 5.2.1 液晶 LCD 驱动程序 43 5.2.2 按键驱动程序 44 5.3 主控模块及功能模块 44 5.3.1 主控程序 44 5.3.2 脉搏血氧模块程序设计 44 5.3.3 心电采集模块 46 5.3.4 主控模块与血压测量模块的 I2C 通讯 46 第六章 课题总结与展望 50 致谢 51 参考文献 52 英文技术资料及中文翻译 53 1 摘 要 心电、血压、脉搏和血氧等生理参数是人体最重要、最基本的生命指征。对这些参数的监测有助于医务工作者在野外、家庭急救及监护中对有生命危险的伤病员进行及时有效的救治，因此在临床中具有广泛的需求。现有的监测仪器多数体积较大，智能化程度不高，难以应用在野外及家庭等急救场合。 本文应用最新的电子技术特别是最新的单片机技术的，设计出一种智能化、便携式、低功耗的四生理参数监护仪。该监护仪可以在临时急救场合实时、连续、长时间地监测病人心电、血压、脉搏、血氧等生理参数。 为了准确检测出生理信号，本文结合以往生理信号采集电路的经验，针对心电、血压、脉搏血氧信号各自的特点，分别设计了生理信号检测模块：在心电模块中采用了具有共模驱动的新型前置放大电路；在血压模块中采用了测振法；在血氧模块中采用了光电容积脉搏波描记法 (PPG)。所有的监测模块都是基于 ADC84系列单片机的 24位 A/DC，保证 了采样的精度和可靠性。 在临时急救场合，外部环境和噪声以及伤病员的无意识活动对信号值的计算非常不利。因此，在血压模块中，本文首次采用数学形态滤波的方法去除信号中的袖带压力和高频干扰；在脉搏血氧模块中，首次采用基于“动态光谱”的算法，消除个体差异和测量条件对检测光谱的影响；在心电模块中，采用了平滑滤波去除工频干扰。实验结果验证了以上信号处理方法的有效性。另外，针对血压模块中平均压、收缩压和舒张压的计算，本文采用了抛物线测定法和归一化比例判据。并采用累加平均法计算脉率，结果准确、有效，降低了随机情况带来的误差。 本系统整体采用模块化的设计方式，分工明确，结构清晰，易于日后的修改、优化和维护。本文采用 ADC84系列单片机作为信号采集模块和主控模块的核心微处理器，其片内集成有高精度的 -型 A/DC和强大的模拟部分，并具有先进的片内数字外设，使得整个系统功能强大、结构简单、功耗低、抗干扰能力强。 关键词 ： -型 A/DC 测振法 光电容积脉搏波描记法 数学形态滤波 模块化 2 ABSTRACT The electrocardiogram(ECG)、 blood pressure(BP)、 sphygmus and blood oxygen saturation(S02)are the most fundamental bio indicators of human beings ItS helpful for doctors to measure these biology signals in the first aid outside the hospital However,most of the existing monitor systems are inconvenient to be carried and controlled Therefore， an intelligentized， portable， low dissipation multi parameters monitor system is presented in this paper Based on the experience of biology signal acquisition circuit， this system is designed according to the respective characteristics of ECG、 BP and S02 signals The system has three modules： pre-amplifier based on common mode driving technique is applied in ECG module； the Oscillometric method is used in BP module；Photo Plethysmo Graphy(PPG) is applied in S02 module All the modules are based on ADC84 which has 24-bits - A/DC Since the signal detected are vulnerable to the environment noise and patient s movement， several signal processing methods are employed this paper：morphology operators is used for the first time to remove the power line interference and baseline excursion in BP module； the dynamic spectroscopy is applied firstly to remove the influence of individual discrepancy and measuring condition in the S02 module； the smoothness method is used to remove power line interference in ECG acquisition The results ofexperiments verify the validity of these methods Moreover， we applied two new methods in BP module： parabola mensuration and unitary proportion criterion And accumulative average method is used to calculate the pulsation， to reduce the stochastic error Designed on modularization technique,the system is divided into several modules with specific function and clear frame， facilitating its modification，optimization and maintenance in the future ADC84 as the core MCU of the system， its strong analog and digital function make the monitor simple but powerful， and reliable KEY WORDS: - A/DC ， Oscillometric method ， Photo Plethysmo Graphy,mathematical morphology,modularize 第 1 页 共 62 页 第一章 绪 论 1.1 各生理信号的意义 心电、血压、脉率、血氧等是人体的基本生命指征，通过连续或间断地监测患 者这些生理参数，医护人员能够及时、准确地判定患者的病症变化，以便及时采取有效的治疗方案和救治措施。这对于保证急症患者、重症患者、危重病人、手术患者的生命安全具有十分重要的作用，这类患者的重要生理参数的短时间不良变化都可能危及患者生命，一旦这些重要生理参数发生不良变化，往往表明患者己进入十分危急状态，需要紧急救助。为了及时发现问题，就需要对这类患者的这些参数进行监测。 1.1.1 心电图 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着人们的身体健康。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。 图 1-1 典型的心电图各波、段及间期的名称 随着心脏的搏动，心电图上出现一组特征性的波形 (P， QRS， T及 U)，这些波形对应着心脏的基本电活动。图 1-1所示是一个正常状况下的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，幅度最小，是代表心房肌除极过程的电位变化。其起点表示窦 第 2 页 共 62 页 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，后半郝代表左心房的激动。 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 O.12 O.20秒，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 合波鲋形状以及激动在心室内传播的途径与束支的分布有关。由于心塞各部的肌肉厚度不一，故 QRS综合波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 QRS综合波。其持续时间的正常值约为 O.06 O.16秒。 4、 S-T段指 QRS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 S-T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S-T段与 T波相连不易分开。 5、 T波， QRS综合波后向上或向下的一个圆钝波，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， QRS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 O.32 0.44秒。 7、 U波，在 T波之后约 O.02 0.04S出现，一般较宽而低。 危、急重病人 ECG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、室性旱搏，心肌供血情况、电解质紊乱等。 1.1.2 血压 血压是反映人体循环系统机能的重要生理参数脚，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。通常说的血压是指动脉血压，一般指主动脉压，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电随之变化，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 90 130mmHg，舒张压为 6090mmHg，脉压差为 30 40mmHg，平均压为舒张压 +1/3(收缩压一舒张压 )：血压过低或过高都是疾病的征象。 第 3 页 共 62 页 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 l/3流至动脉系统以后 的部分，其余约 2/3被暂时贮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势弹性势能形式贮存在主动脉管壁中。心室舒张时，被扩张的弹性贮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，由于血管的弹性贮器作用，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： (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)心率：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)外周阻力：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力变大，舒张压开高。反之，舒张压降低。 (4)主动脉和大动脉的弹性贮器作用：大动脉的弹性贮器作用减弱，脉压增大。 (5)循环血量和血管系统容量的比例：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。 1.1.3 脉率 脉率为每分钟心脏有效搏动产生脉搏的次数。 正常情况下，由于心脏的跳动使全身各处动脉管壁产生有节律的博动，这种搏动被称为脉搏。正常脉搏次数与心跳次数相一致，而且节律均匀、间隔相等。脉搏的次数了般随年龄的增长而减慢，婴儿每分钟可达 130 150次，儿童为 110 120次，成人为 60100次，老年入可慢至 55 75次。正常人在运动后、饭后、饮酒后、精神紧张及兴奋时均可使脉搏呈一时性 增快，但很快可恢复正常水后、饮酒后、精神紧张及兴奋时均可使脉搏呈一时性增快。但很快可恢复正常水平。长期进行体育锻炼的人或运动员的脉搏教一般人要慢。此外，白天人们进行各种活动，使血液循环加快，故脉搏快些；夜间睡眠时，血液循环减慢，故脉搏慢些。脉搏异常有以下几种表现： （ 1）脉率增快：成人脉率在 100次 /分钟以上。常见于发热、贫血、冠心病、甲状 第 4 页 共 62 页 腺功能亢进症等。 （ 2）脉率减慢：成人脉搏在 60次 /分钟以下。常见于房室传导阻滞、颅内压增高等。 （ 3）脉率不整：即脉搏快慢不一。多见于心脏疾病（如心房纤颤等）。 （ 4） 脉微欲绝：即脉搏十分微弱。见大出血、病情危重时。 （ 5）交替脉：为一种节律正常而交替出现的一强一弱的脉搏，这是心脏的收缩按一强一弱交替出现的结果。它的出现常表示有心肌损害，可见于高血压性心脏病和冠状动脉硬化性心脏病。 此外，高热患者体温每升高 1，脉搏可增加 10次左右。如体温很高，脉搏却不快或增快很少，当注意检查是否患了伤寒病。 一般情况下，脉率与心率一致，但在前期收缩、心房纤维颤动时。有时由于心搏排出量过少，使周围血管不能出现脉搏，则脉率少于心率，称为脉搏短绌（绌脉）。因此，对有心律失常的病人在检查脉搏时 ，应同时计数一分钟心率以作对照。 1.1.4 脉搏血氧饱和度 脉搏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，不完全决定于缺氧程度，更主要的是决定于缺氧的速度和持续时间。另外，组织供氧程度，决定于血液中的氧含量和供给组织的血流量。设计证明，脉搏血氧饱和度 (Oxyhemoglobin saturation by pulse oximetry， Sp02)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 (Hb)结合后形成氧合血红蛋白 (HbO2)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，即 Hb02/(Hb02+Hb)，监测血氧饱和度，为早期发 现病人有无低氧血症提供了有价值的信息。一般认为 Sp02值正常应不低于 94，在 94以下为供氧不足，有学者将 SP02Ks时，就认为此时对应的气袖压力为收缩压， As=Ks Am；在脉搏波幅度包络线的下降段，当某一个脉搏波的幅度 Ai与 Am之比 M。 H和 K均为整数集合。 hn 指包含脉搏信号的数字化序列 Kn 指结构元素序列 H被 K腐蚀： mkmnhM innkhhmn kn或写作： mkmnhnkh m in （ m=0,.,M-1） H被 K膨胀： mkmnhM a xnkhhmn kn或写作： mkmnhnkh m a x （ m=0,.,M-1） 第 30 页 共 62 页 h被 K开： nkkhnknhnkh h被 K闭： nkkhnknhnkh 开运算可被形象地理解为使结构元素从该数字序列下方滑动，运算结果为结构元素所能达到的最高点组成的序列；类似地，闭运算可理解为 结构元素沿数字序列上方滑动所达到的最低点组成的序列。 3.2.2 数学形态滤波算法的应用 1.算法的提出 基线漂移典型的情况是在所需的脉搏波信号中附加有缓慢变化的干扰，使得相对狭窄的脉搏波信号叠加在频率非常低的基线信号上。利用这一特征，我们可以用一个开运算接一个闭运算从原始信号中有选择性地移去脉搏波的一般特征。基本上，开运算移去了正脉冲 (如主波、重搏波等 )，而闭运算移去负脉冲 (波形 )。上述运算后生成的序列就是从原始信号中分离出来的基线漂移信号，用原始信号减去估计出的基线信号后，就得到了去处基线后的校正后的脉搏波 信号。 另一方面，如果选择选择合适的结构元索，使其宽度小于所有的脉搏波信号特征波形的宽度，则对脉搏波信号进行开运算和闭运算后，所有脉搏信号的特征波形均会被保留，而信号中混杂的宽度小于结构元素的宽度的正、负脉冲 (高频干扰脉冲 )则会被消除。这一效果相当于一个低通滤波器。 2结构元素的选择及运算结果 结构元索的选择包括决定结构元素的宽度 (结构元素的定义域的宽度 )，高度 (结构元素的幅值 )和形状。本文设计三种形状的结构元素：直线形、三角形和正弦形，并用系统机模拟处理，实验表明，这三种形状的结构元素对信号处理的效果影 响不大。但由于直线形和三角形的结构相对简单，因而在实际应用中我们选用了直线形的结构元素。 在 200Hz的采样率时，脉搏波信号中正向脉冲宽度为占一个脉搏波信号宽度的 1/2，约为 120到 80个采样点：负向脉冲宽度约为整个宽度小于 1/4，约为 40个采样点。基于上述考虑，为去除基线漂移选择直线形的结构元素，用于开运算的结构元素的宽度为 150，用于闭运算的结构元素的宽度为 50。 3.3 血压模块中的测定算法 3.3.1 平均压的确定算法 动脉平均压 (Mean Arterial Pressure， MAP)是血压波形在 一周期内的积分除以周期 T，其定义式如下： 第 31 页 共 62 页 TdttPMAP t 0 其中： MAP为平均压； T为周期； P(t)为血压波形。 平均压并非收缩压与舒张压的平均，而是血压波形在整个周期内的平均，它综合反映了动脉血压的数值和波形。过去，只有通过直接插管法才能获取动脉平均压，或者用收缩压和舒张压来估算平均压。常用的估算公式： DPSPKDPM A P 其中： SP为收缩压； DP为舒张压； K为波形因素。但 是 K并非常数，且由间接法测得的收缩压和平均压可能存在偏差，因此根据公式估算出的平均压可能出现较大误差。而测振法就能准确的测量出平均压。 图 3-1 血压测量中脉搏波包络线 FFT变换的结果 从测振法原理的两条基本原则“脉搏震荡波振幅最大处对应的袖带压力为平均压：震荡波包络线呈现出近似抛物线的形态 (图 3-1横坐标为采样点，纵坐标为采样值 )”可以顺利推导出平均压的计算方法如下 (参照图 2-3)。 袖带内的压力以约 10 Hg为阶梯步长放气减压，在放气过程中检测袖带内的压力值，并用一个变量在外部 ram储存；同时在线计 算脉搏波的幅值，也以一个变量储存起来。当检测到最大振荡波后，如果振荡波开始减小时，可以判断袖带内压力已低过平均压，这时继续放气直至 30mmHg(由以往统计数据判定 )，即可以认为袖带内压力己低过舒张压，此时可将袖带内气体快速全部放掉。单片机通过分析储存的振荡波值，找出最大波幅值 (设其为 Y2)及其对应的袖带压力值 (设为 X2)，并且找到最大波幅值之前及之后的两个波幅值 (Y1， Y3)及其对应的袖带压力值 (X1， X3)当这三个波幅值找到后，根据这三 第 32 页 共 62 页 个值拟合出一条抛物线： CBXAXY 22 其中系数 A ， B， C由方程组 (1)唯一确定 CBXAXYCBXAXYCBXAXY3233222212111 并根据这个抛物曲线方程求得峰值振荡波值对应的袖带压力 (Pmean)： ABPmean 2 这个值是真正的平均压值。 然后根据这条拟台曲线计算出峰值振荡波值 (设 Ymax): ABACY 44 2m a x 3.3.2 收缩压 和舒张压的确定算法 测振法一开始仅仅是用于测量平均压的，但人体的泵血系统也符合流体力学原则，在这一原则下柯氏音法和测振法本质上是殊途同归的，只是信号的表现形式不同罢了。脉搏波的包络线呈现出近似抛物线的形态，这一点己被设计文献和实验事实所证明。美国学者韦伯斯特与汤普金斯指出：“用压力传感器检出柯氏音期间袖带压力的脉动”，这种方法是“柯氏音法的变型”。早期的设计将脉搏波的变换规律与柯氏音的变化规律去类比，找到了 =者之间的关系：脉搏波包络线的拐点 (即二阶导数等于零值的点 )，对应于柯氏音的突变点，因而也对应于收缩压 与舒张压的代表点，从血流动力学的角度不难解释这一现象。基于这一设想，本课题希望能从柯氏音法中得到启发，将其基本原理应用于测振法的收缩压 (SBP)和舒张压 (DBP)的确定。 当袖带内压力超过动脉收缩压时，动脉血管封闭，血流不通，此时听不到柯氏音，同样脉搏波的振幅也应非常微弱，且当袖带压力在收缩压以上的任何压力值时，振幅都应比较接近；随着袖带放气减压，收缩压高于袖带内压力时，部分动脉打开，血液喷射形成涡流，它使血管振动传到体表即为柯氏音，此时，对于测振法中的脉搏波信号也应有一个突变的情况发生；随着气袖内压力逐渐 降低，血管内的血流状态也发生了变化，当气袖内的压力刚低予动脉舒张压时，血流完全恢复流通，听诊器发出变调的钝音，相应对于测振法来说，由于血管不再通过体表与袖带紧密接触，通过袖带传导的脉搏波也就变得非常微弱。通过对大量脉搏信号的观察，证实了以上的理论推测。于是希望能用判定拐点的办法来确定收缩压和舒张压。 方案一：突变法拐点判据 系统的参数模型为： 221111 zazazY 第 33 页 共 62 页 在时域内即为 210 k kknyaxny 无创血压测量中，大多以脉搏波包络线峰值的袖带压力 Pm作为平均血压的判据。在Pm近旁，无论是平均跨壁压 Pt ，还是该脉动周期内的动脉容积最大改变量 Vb，与袖带施加于手臂表面的压力 Pa的关系很接近线性。如果用这一区域实测的 y(n)数据、按最小二乘误差估计法求得 x 0和 a k，把它们作为模型的参数，就可对模型的输出 y (n)作出预测。 设第 n脉动周期的预测误差为 n，则 nynyn 由于在平衡点处 Pt 曲线的非线性最显著，而脉搏波包络线的线性较好，因此 n极大值对应的点就是包络线的拐点。 实验结论及评价：放气速度的不均匀和个体差异使得脉搏波的包络曲线常常较不规则，使得拟合曲线起点和终点影响很大，导致不同的拟合曲线包络的极值点和拐点位置差异很大，因此，拟合法存在数据起点和终点选择的困难，易受噪声干扰影响，对生理参数的普遍适应性较差，因此，理论上用寻找拐点的办法作为判据在实际应用中具有较大的困难。 方案二：归一法比僦判据 设 Ks=As/Am,Kd=Ad/Am，其中 As、 Am、 Ad分别为收缩压、平均压和舒张压对应的脉搏波振幅， Am应为根据 3.3.1节所述由拟合曲线计算出的峰值脉搏波幅值 Ymax。在对大量的脉搏波数据进行分析后发现， Ks、 Kd近似于常量 (针对单个个体 )，或在非常小的范围内变化 (针对不同个体 )，根据上海医用仪表厂多年的设计成果，我们取 Ks=0.58，Kd=0.77。由此总结出归一化比例判据：将脉搏信号的幅值与最大值相比进行归一化处理，通过确定收缩压和舒张压的归一化值 Ks， Kd来识别收缩压和 舒张压，如图 3-2所示。脉搏波的振幅为一组离散值。其中不一定具有满足归一化值 Ks、 Kd的脉搏波，这时就标记出计算得 NKs倍最大脉搏波幅值两侧的脉搏波，并将这两点连成直线，沿这条直线斜率通过内插的方法可以得到 Ks倍的最大脉搏波幅值点，并得到相应的袖带压力值，这个压力值为收缩压。同样可以通过求最大脉搏波幅值之后 Kd倍幅值来得到舒张压。 第 34 页 共 62 页 图 3-2 归一化比例判据图 实验结论和评价：归一法比例判据实现非常简单，而且本身就来自大量的临床数据，具有较好的可靠性。虽然针对每个个体来说均具有其特征系 数 Ks、 Kd，但不同的个体之间系数非常接近，测量结果有微小误差。 3.3.3 脉率的计算 对于脉率的测量，采用了累加平均法来优化其结果。累加平均法的使用条件是： 所要提取的信号部分必须是重复的周期性信号，所要抑制的部分应该是随机噪声； 必须有一个同步触发信号，使得每次测量能够精确的重复。 应用累加平均法可以很好地排除随机噪声以提纯脉搏的周期。 脉率的计算相对比较简单。脉律的测量方法是，对压力信号进行数学形态滤波和取包络线处理之后，测量脉搏波峰值点间隔的时间，并抛弃开始点和结束点，求出平均量，荐将单个量 与之比较，抛弃掉相差 10以上的单个量，最后将剩余的数据再求平均得到脉率值。 第 35 页 共 62 页 第四章 系统硬件设计 4.1 系统总体设计 本文要设计的便携式四生理参数监护仪要求具有功能模块化，实时监测和显示心电信号，无创测量平均压、收缩压、舒张压、脉率，实时显示脉搏波，计算血氧饱和度等功能，并且要求体积小、功耗低、性能稳定可靠。因心电模块结构较简单，因此使其同时兼有主控模块的功能。原理如图 4-1所示。 图 4-1 系统原理框图 用户由按键和 LCD选择需监护的生理信号。主控模块经不同串口与功能模 块进行通讯。功能模块通过信号检测电路将生理信号转化为电信号，并进行干扰抑制、信号滤波和放大等预处理；然后，用单片机内部的刖 D口对数据提取、采样、蟹化，并进行参数计算。计算完毕的生理信号参数仍由串口传输至主控模块进行显示和存储。 要满足设计要求，就要选择合适的微处理器， ADI公司的 AD C847与 AD C845具有丰富的软硬件资源，在性能上和功能上都有非常优秀的表现，在本课题中发挥了巨大作用。 第 36 页 共 62 页 4.2 系统硬件设计 4.2.1 核心微处理器 AD C84 AD C84是 ADI公司新推出的高性能 24位数据 采集与处理系统，其功能主要包括四个部分：增强型 8052内核、 Flash Memory(64KB)、高性能的模拟部分和高性能的片内外围设备。图 4-2为 AD C845的功能框图， AD C847与 AD C845结构基本相同，区别在于模拟部分只有一个 24位 - A/DC，并且没有片内温度传感器。 图 4-2 ADC845的功能框图 AD C84通过一个片内锁相环 PLL将 32KHz的外部晶振时钟提高至 12.58MHz，可以减少该芯片对其他外围器件的电磁干扰。片内微控制器是一个优 化的单指令周期 8052闪存 MCU，在保持与 8051指令系统兼容的同时，具有 12.58MIPS的性能，并具有 11个内部中断源，两个优先级，双 DPTR，执行速度比普通 8052大大提高。 该芯片内部集成有 62K字节闪速，电擦除程序存储器， 4K字节闪速 /电擦除数据存储器和 2304字节数据 RAM，目程序存储器可以配置为数据存储器，将 60K的 NV数据存储器用于数据日志应用。 第 37 页 共 62 页 AD C84 X模拟部分包括高分辨率的 - ADC、 10/8通道输入多路复用器、双 16位D/A转换器、缓冲器 (Buffer)、可编程增益放大器 (PGA)、恒流源、温度传感器 (仅 AD845有 )、参考电压以及 -型调制器和数字滤波器。模拟部分的主要特点有： 24位无丢失码，在 10Hz采样率时达到 22位有效位；精确片上参考电压一偏置漂移 10nV/，增益漂移 5ppm/； PGA范围为 1 128；单周期转换。 AD C84X的外围设备也很丰富，主要特性有： 32条 I/O 口线 (其中 24条可编程 I/O口线， 8条输入口线 ) UART， SPI， I2C串口 内部复位电路 片内温度传感器 (AD C845专有 ) 双激励电流源 (200 A) 双 16位 PWM 3个 16位定时器，计数器 看门狗定时器 电源电压监视器 本文设计的便携式四生理参数监护仪各个功能的实现，主要得益于高性能的 ADC84微处理器。下面对本设计的其他硬件部分进行介绍，其中三个生理信号采集模块的硬件电路在第二章中已进行了详细说明，在此不作赘述。 4.2.2 液晶 LCD模块 小型仪器常用的显示器有 LED和 LCD显示器两种。 LED显示较为单一，本系统显示的内容较多，故选用 LCD显示器。 系 统 选 用 的 是 内 置 液 晶 控 制 器 T6963C 的 大 规 模 点 阵 液 晶 显 示 模 块(LCM)YM240129-B。该模块的驱 动控制系统由液晶显示控制器 T6963C及其周边电路、行驱动器组、列驱动器组以及液晶驱动偏压电路组成。图 4-3为其内部结构框图。 T6963C的最大特点是具有独特的硬件初始值设置功能，显示驱动所需的参数，如占空比系数、驱动传输的每行字节数及字符的字体选择等均由引脚电平设置，这样 T6963C的初始化在上电时就已经基本设置完成，软件设计的主要精力可全部用于显示画面的实现。 第 38 页 共 62 页 图 4-3 内藏 T6963C的液晶显示模块的结构框图 T6963C增自己的指令集，对于 LCM的控制通过程序来实现。无需考虑 LCM内部的具体电路，只要了解 LCM对外的接口即可进行电路设计