多参数体征监测仪

多参数体征监测仪（共3篇）

多参数体征监测仪 篇1

在现代医疗诊断中, 心电信号能提供重要的病情信息, 已成为当今心血管疾病诊断的重要依据。通过使用心电检测仪, 医生能及时了解病人的心肺功能及氧合能力等生命体征的变化, 有利于对患者病情的准确分析判断, 并及时采取有效的护理或急救措施, 降低病人死亡率[1]。

目前, 国内绝大部分的心电监测系统仍采用有线式数据传输, 设备成本高、布线困难、便携性差。

本文设计一种基于Zigbee短距离传输协议的网络化心电监测仪[2,3,4]。系统集成了十二导联心电信号采集模块、血氧饱和度采集模块以及无创血压采集模块等。各个心电监测模块通过无线传感网络进行连接, 实现了医疗设备的即插即用, 缩短了心电监测时间间隔, 提高了监测的时间密度, 加强了无人值守医疗监护系统对心血管重症病人的监测能力。

1 系统方案设计

网络化多参数体征监测仪分为3个模块:基于Zig Bee的体征监测传感节点模块、基于ARM处理器的GPRS通信模块 (支持人机交互界面) 、远程主机及数据库。基本模块结构图, 见图1。

系统通过十二导联、血氧传感器、袖套式血压传感器等对心电 (ECG) 、血氧饱和度 (SPO2) 、无创血压 (NBP) 、呼吸及体温 (TEMP) 等体征参数进行动态监测。传感器输出信号经过放大、模数转换后, 由JN5121模块根据Zigbee协议进行数据组包, 实现与主节点之间的通信。ARM处理器STM32F103VB在接收到数据后对采集到的各个体征信号进行分析处理。

为实现多参数体征监测数据的远程通信和上位机统一管理, 系统还集成了GPRS远程数据通信模块。该通信模块将组包后的体征监测数据上传到远程主机的中央数据库中, 配合相应的业务软件 (中央数据库) 完成人体心电信息的监测任务, 并实现多参数体征监测数据的统一管理、病情追踪与在线查询。

2 硬件电路设计

2.1 心电信号传感电路

EASI十二导联系统是临床医学心电诊断过程中最常用的心电导联系统[5,6]。EASI心电图可通过5个心电电极产生3路双极导联信号, 并通过关联公式 (1) 推导出近似标准的十二导联的心电数据。

其中, A-I、E-S、A-S为3路双极导联数据, 分别反映心电向量在冠状面、矢状面和额状面的心电变化;a、b、c为经验关联系数。

由于心电信号的幅值仅为0.5~4 m V, 必须采用仪表放大器进行放大。为简便起见, 电路中采用两个运放构成仪表放大器。外接电阻非完全对称时可调整零输入时Vp的输出, 而放大器仍具有较大的输入阻抗及共模抑制比, 200倍左右的放大倍数使心电信号放大后接近处理器内置的AD转换器的满量程, 电路见图2。

2.2 血氧饱和度传感电路

通过氧合血红蛋白和还原血红蛋白对不同波长的光吸收程度不同的原理对SPO2进行测量, 见图3。血氧探头RST002DA使用两种特定波长的光透过手指, 用光敏电池接收透射光而产生电信号, 通过式 (2) 计算两种光强的交直流分量之比得出SPO2。

其中, a、b为常数, AC660和AC925分别为透射光中的交流成分;DC660和DC925分别为透射光中的直流成分。

2.3 无创血压传感电路

振动式无创血压测量采用充气袖套阻断上臂动脉血流, 通过检测弹性动脉而引起袖套内压力波动的幅度来识别动脉收缩压、舒张压和平均压。其中, 在放气过程中, 振幅由小到大, 上升变化率最大时刻对应的压力指数为收缩压;振幅由大变小, 下降变化率最大时候所对应的压力指数为舒张压。

压力传感器MPX5050GP在检测到压力信号后, 分别通过高通滤波器和低通滤波器, 对滤波后的血压信号进行放大和AD转换, 得到数字化的血压数据。无创血压检测模块结构图, 见图4。

2.4 呼吸传感和体温检测电路

ARM处理器STM32F103VB控制频率合成芯片AD9833得到62.5 k Hz的周期信号, 经过V/I转换后得到该频率信号的激励脉冲, 并叠加在胸腔上得到62.5 k Hz脉冲调制的呼吸信号, 经放大、解调和滤波后就可以得到人体呼吸信号。

体温监测技术相对比较成熟, 采用热敏电阻PT100作为温度传感器, 通过惠斯通平衡电桥对体温进行测定。

2.5 Zigbee通信模块

Zig Bee无线传感网络是一组基于IEEE 802.15.4无线标准研制开发的, 有自组网、安全和应用软件方面的技术标准。IEEE802.15.4标准定义了MAC层和PHY层的协议标准, 而Zig Bee协议栈则定义了网络层、应用层和安全服务层的标准。其传输距离近、传输速率低、功耗小、成本低, 适用于多参数的心电监测的无线组网, 并可以嵌入到其他各种医疗监护设备中。

经过模数转换后的心电信号由JN5121模块中的处理器进行数据处理, 根据Zig Bee协议进行打包后, 通过无线传感网络发送出去[7,8]。模块中预留了RS232通信接口, 用于与主机之间的串口通信、调试。具体电路连接见图5。

2.6 数据集中模块

数据集中模块采用了ST公司基于Cortex-M3内核的STM32F103VB微处理器作为硬件的核心, 以u C/OS-II作为软件开发平台, 以提高软件设计的效率和系统的实时性。

为实现数据的远距离传输, 心电监测仪选用广州致远电子公司的外置GPRS无线模块 (DTU) , 内部集成了PPP和TCP/IP协议, 并通过ZWG-22A与上位机构成完全透明的数据通道[9]。ZWG-22A提供了标准的RS232串行接口, 将信号进行电平转换后, 可进行全双工通信。数据集中及通信模块的结构框图, 见图6。

3 基于小波变换的心电检测算法

QRS波群是心电监测的关键。为准确识别人体心率的波形, 提高心电识别的精准度, 需要对R波进行标定并检测ST波段后再对心率参数进行计算。

相比其他滤波算法, 小波变换能针对信号的特定频率成分进行采样, 可更好地满足心电监测信号所需的高分辨率要求。小波变换的这种“窗口显微”特性, 被广泛应用于奇异信号的检测。

本文采用Marr小波变换进行R波检测, 其母函数表达式如式 (3) 所示。

该小波母函数是高斯函数的二阶导数, 属于二次微分小波。心电信号的特征点与小波变换的模极大值点存在的对应关系, 可通过检测模极大值点实现R波的定位。

通过内积运算或查表得到小波滤波器的系数h0和h1后, 可以通过Mallat快速算法对离散后的心电信号X[n]进行小波分解, j尺度空间的剩余系统Cj, k和小波系数dj, k可由j-1尺度空间的剩余系数Cj-1, k, 经滤波器系数h0和h1进行加权求和得到。

同样, 将尺度空间Vj继续分解, 可得任意尺度空间的剩余系数和小波系数。

严格意义上来说, 应该采用内积方式求解初始输入序列, 以此通过Mallat快速算法进行信号分解。但其计算过程比较复杂, 实际应用中一般不采用。当尺度足够小的时候, 尺度函数可近似看成一个冲击函数, 因此内积可近似认为是对原函数的采样。

根据奈奎斯特采样定律可知, 当采样速率大于奈奎斯特速率时, 采样数据在该尺度上可以较好的逼近原始函数, 而不需要任何小波系数描述该尺度上的细节。因此在实际的工程应用中, 常用f (t) 的采样序f[k]列近似作为Cj, k。在本研究中, C0, k就是AD转换后的离散心电信号X[n], 其分解过程见图7。

具体的检测方法:在小波变换尺度4上, 分等间距分别求模极大值, 再对这组模极大值求平均值, 将该均值的1/2作为阀值, 就可以求出过阀值的连续区间中极大值为R波的相应位置。

为检验算法的有效性, 采用国际通用的MITBIH数据库进行测试, 样本总体为数据库100~148号文件中共103891个标准心搏。经测试, 累计漏检数71, 误检数109, 总错检率为0.17%。实验证明, 系统中所采用的方法可有效的从噪声干扰中识别心电信号中R波的位置, 且识别准确率为99.83%。

在完成R波识别流程后, 以R波位置为起始点, 向前在长度为0.04 s的区间中搜索模极小值点位置, 以对应Q波定位。对S波识别的基本流程与Q波相似, 不同点在于对R波向后检索时, 由于S波延续时间较Q波长, 搜索区间长度为0.06 s。

4 软件方案设计

4.1 小波卷积算法的实现

心电图形的小波变换主要是应用算法的可分离滤波器方法, 在不同层数上重复调用一维小波变换。由于Matllat算法的核心是对心电图像信息与滤波器函数进行卷积, 因此心电图像数据通过数组表示后, 需要与滤波器函数进行卷积运算, 得到的数据再作为原始数据, 重新继续运算调整。具体流程图, 见图8。

小波变换的程序实现过程中要反复运用卷积运算, 以子程序的形式反复调用, 以减小系统资源的开销。有关核心卷积程序代码如下:

由于系统采样率高, 给数据通信带来了较大的压力, 甚至在数据接收端出现丢包现象。每次采样后利用式 (4) 中的一阶差分算法, 对采样数据进行压缩和存储。

如果差分结果在[-7, 7], 在表1中查找相应的二进制数进行存储;如果差分结果在[-7, 7]外, 则采用8位二进制数进行保存, 并在前面加上4位区分标志位1000。

采用二次微分小波避免了一次微分小波中过零点容易受到干扰的问题, 定位精度和稳定性进一步提高。此外, 二次微分小波只需知道小变换后信号模的最大值就可以定位R波, 无需知道确定相邻模极值点的位置以及两者间的斜率, 使得算法大大简化, 在一定程度上提高了小波算法的实时性。

4.2 处理器应用软件

由于心血管疾病直接影响到病人的生命安全, 且突发性强, 因此要求多参数体征监控仪具有较高的实时性。在嵌入式软件设计过程中, 考虑到数据传送的实时性要求, 移植了专门为实时嵌入式系统定制的u C/OS-II操作系统[10,11]。

系统软件设计主要包括体征监测子节点软件设计和数据集中主节点软件设计, 核心在于对STM32主控模块的编程控制。通过向STM32芯片写入嵌入式代码完成体征参数传感检测、信号调理、无线数据收发等功能[11]。程序流程图, 见图9。

5 结束语

基于Zig Bee[12]的心电检测仪在网络化模式下实现了各个测量模块的即插即用, 并可以通过数据集中及通信模块的GPRS实现远程数据的传送。由于系统组网方式灵活, 可方便地改进并推广到其它数据测量应用中。

本文将Zig Bee协议应用到多参数网络化心电监测仪的设计中, 实现了模块间数据的无线收发, 可以取代传统有线式数据的传输, 提高了便携式心电监测仪的适应能力。

摘要：目的 设计一种基于无线传感网络的多参数体征监测仪, 取代传统有线式数据传输, 提高便携式心电监测仪的适应能力。方法 系统采用Zigbee无线传感技术, 对人体心电、血氧饱和度、无创血压等生命体征参数进行动态监测, 并通过小波变换对心电监测算法进行改进, 提高心电监测的分辨率和精准度。结果 实现了各种医疗监测模块的即插即用功能, 以及特征监测数据的网络化传输。结论 网络化心电检测仪结构简单、精度高、系统功耗低。

关键词：多参数体征监测仪,心电监测,血氧传感器,Zigbee协议,小波变换

参考文献

[1]Nia-Chiang Liang, Ping-Chieh Chen, Tony Sun.Impact of Node Heterogeneity in ZigBee Mesh Network Routing[A].IEEE International Conference on System, Man, and Cybernetics[C].New York:IEEE Press, 2006:8-11.

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[11]郭佑民, 胡广鹏, 谢飞.机车蓄电池在线监测与地面分析系统[J].仪表技术与传感器, 2012, 23 (8) :51-54.

[12]杨林, 张永魁.基于ZigBee的多生理参数测量与分析系统的设计[J].中国医疗设备, 2012, 27 (2) :25-27.

多参数体征监测仪 篇2

体温的测量

（一）目的：

1、测量记录患者体温。

2、监测体温变化，分析热型及伴随症状。

（二）用物准备：

1、个人准备：衣帽整齐、戴口罩、洗净双手。

2、物品准备:治疗盘内放体温计、纱布、弯盘、秒表、记录单、笔、必要时准备润滑剂卫生纸等。

（三）操作程序：

1、将用物携至病人床旁，核对床号、姓名。根据患者病 情、年龄等确定合适的测体温方法及体位。

2、测腋窝时擦净腋窝汗液，将体温计水银端放于患者腋下，贴紧皮肤，嘱病人屈臂过胸5---10分钟后取出。

3、测口温时，应将水银端斜放于患者舌下，不可用牙咬，闭口3分钟后取出。

4、测肛温时应先在肛表前端涂润滑剂，将肛温计的水银端轻轻插入肛门3----4㎝，3分钟后取出擦净，为病人擦净肛门，盖好被子取舒适卧位。

5、读取体温数，记录结果，将体温计放于弯盘内待消毒。

（四）注意事项

1、测体温前应检查体温计有无破损，水银柱是否甩至35℃以下。

2、婴幼儿意识不清或不合格的患者测体温时，护理人员应当守候在患者身旁。

3、如有影响测体温的因素时，应推迟30分钟测量。

4、发现体温和病情不符时应当复测。

5、极度消瘦患者不宜测腋温。

6、若患者不慎咬破汞温度计，应当立即清除口腔内的玻璃碎片，再口服蛋清或者牛奶延缓汞的吸收，若病情允许，服含纤维食物以促进汞的排泄。

脉搏的测量

（一）目的：

1、测量患者的脉搏，判断有无异常情况。

2、监测脉搏变化，间接了解心脏的情况。

（二）用物准备

1、个人准备：衣帽整齐、戴口罩、洗手。

2、物品准备:计秒手表、记录单、笔、听诊器。

（三）操作程序

1、协助患者采取舒适的体位，手臂自然放好。

2、以食物、中指、无名指的指端按压桡动脉，力度适中，以接触到脉搏搏动为宜。

3、一般患者可以测量30秒，测得的脉搏乘以2记录，脉搏异常的患者应测1分钟。

（四）注意事项

1、测量前病人应保持在安静状态下，否则休息30分钟后测量。

2、脉搏短绌的患者，应由两人测量，一人数脉搏，一人听心率，同时数1分钟，以分式记录，心率∕脉搏∕分。

3、婴幼儿有心脏疾病，使用毛地黄药物的病人，用听诊器听计心跳次数，测量1分钟记录。

呼吸的测量

（一）目的：

1、测量患者的呼吸频率

2、监测呼吸变化

（二）用物准备

1、个人准备:衣帽整齐、洗手、戴口罩。

2、物品准备：秒表、记录单、笔、棉球。

（三）操作程序

1、将手放在病人桡动脉，似数脉搏状。

2、观察病人胸部和腹部的起伏，一呼一吸为一次呼吸，测量30秒乘以2记录。

3、危重患者呼吸不易观察时，用少许棉絮置于患者鼻孔前，观察棉花吸动情况，计数1分钟。

（四）注意事项

1、呼吸的速率会受到意识的影响，测量时不必告诉患者。

2、如患者有紧张、剧烈运动、哭闹等，需稳定后测量。

3、呼吸不规则的患者及婴儿应当测1分钟。血压的测量

（一）目的：

1、测量记录患者的血压，判断有无异常情况。

2、检测血压变化，间接了解循环系统的功能状况。

（二）用物准备

1、个人准备：衣帽整齐、戴口罩、洗手。

2、物品准备：秒表、记录单、笔、血压计、听诊器。

（三）操作程序

1、检查血压计。

2、协助患者采取坐位或卧位，保持血压计零点，肱动脉与

心脏在同一水平。

3、驱尽袖带内空气，平整地缠于患者上臂中部，松紧以能

放入一指为宜，下缘距肘窝2—3㎝。

4、戴好听诊器，将其胸件放在肘窝内侧，摸到肱动脉

搏动处固定。

5、打开水银槽开关，关紧橡皮球气门，握住输气球向 袖带内打气至肱动脉搏动消失。

6、缓慢松动气门，使水银柱缓缓下降。从听诊器中听

到第一声搏动，此时即为收缩压。搏动声突然变低

而弱或消失此时即舒张压。

7、测量完毕，排尽袖带余气，关闭血压计。

8、协助病人穿好衣袖，安置舒适体位。

9、记录血压数值即：收缩压∕舒张压。

（四）注意事项

1、测量前病人应保持安静状态下，有剧烈运动和情绪

激动时应休息30分钟后再测。

2、保持测量者的视线与血压计刻度平行。

3、对长期观察血压的患者应做到四定：定时间、定部

位、定体位、定血压计。

4、为偏瘫病人应从健侧肢体测量，若上肢不便测量可

测下肢血压，记录时注明下肢血压。

5、袖带不宜过松或过紧，以免影响测得的准确性。

6、测量时应将血压计放平，充气不易过猛，勿使汞柱 超过玻璃管最高刻度。

7、测量完毕，应将袖带气体排尽，关闭水银槽开关，将血压计放在水平位置。

8、定期检测血压计。

多参数体征监测仪 篇3

近几年来,随着居民 健康需求 的日益提 高 ,以及新技 术 、新材料和新型生物传感 器的不断发展,针对不同体征信号开 发的各类小型化 、低成本、低功耗便携式医疗设 备大量涌现,并逐渐受到不同人 群的欢迎[1]。 分立式血氧仪 、 心率计 、体温表、心电仪等便携式产品 在大中型城市家庭 中逐渐应用普及。 但当前集多种生 理参数监 护功能于 一体 ,同时兼顾 可靠性 、 稳定性 、 精确性 、 实时性 、 小型化 、 低成本和低功耗等 特性 , 用于家庭实时 长期的生 理监控及 预警的便携式体征参数 监护仪还有所缺乏[1]。 因此 ,研究一款适合于普通 家庭使用的多体征 参数健康 监护系统 具有现实意义及巨大的 市场前景。基于上述考虑 ,本文设计了 一款可实 时测量心 电 、 呼吸 、 血压 、 血氧 、 脉率和体 温的多功能便携式 人体特征参数监护 系统 。 本系统是 一款集家庭诊断与疾 病指导、医疗保健为一体,并能为用 户同步保存生理 参数信息的实时 监护系统 , 对数字化 医疗和家居健康 远程信息系统的构建 具有重要意义。

1 系统 设计

本健康监 护系统由 人体生理 参数采集 电路 、STM32微控制电 路和软件 滤波实现 等部分组 成 ,其中人体 生理参数 采集电路 包含血氧 、 心电 、 呼吸 、 脉率 、 心率 、 体温 、 血压等采 集模块 ; 微控制电 路部分以STM32为控制核 心 , 由电源管 理模块 、 人机交互 按键模块 、 蓝牙4.0模块 、RS-232模块 、SD存储模块 和LCD显示模块 组成 ,系统整体 结构框图 如图1所示 。

人体生理 参数采集 电路通过 外接传感 器探头获 得原始信 号 , 经硬件滤 波 、 去噪 、 放大处理 后 , 再通过A/D采集获得 心电 、 呼吸 、 脉率 、 血氧 、 体温 、 血压和心 率等健康信息 , 并打包成 固定格式 的串口数 据包 , 再通过STM32微控制电 路将参数 板所获得 的串口数 据保存在SD卡中 , 同时STM32微控制电 路板对所 获得的串 口数据包 进行解析 ,通过3.2英寸的LCD液晶屏实 时显示人 体体征参 数 。 当测量数 据有异常 时 ,通过警报 模块进行 提醒 , 另外使用MAX3232将TTL电平转换 成RS232电平,再与PC的COM口连接 ,通过PC端上位机 软件实时 动态显示 人体基本 体征参数 和波形 。 为了提高 设备的适 用范围 , 本系统可 通过蓝牙BLE模块和Wi Fi模块与手 机或PC进行无线 连接 。 装有相应APP软件的设 备即可实 时动态显 示人体相 关体征数 据和波形 。

1 . 1 人 体 生 理 参 数 采 集 电 路

人体生理 参数采集 电路原理 框如图2所示 。 主要由JTAG下载接口 电路 、 12 V供电电路 、 RS232 / TTL电平转换 电路 、 电泵充放 气电路 、4路传感器 驱动采集 电路等组 成 ,而传感器 采集电路 主要由无 创血压NBP接口 、 血氧测量 接口Sp O2、 心电ECG接头 、 体温探头 接口TEMP等4个传感器 接口组成 人体生理 采集电路 的传感器 输入端 , 分别获得 血压 、 心电 、 血氧和体 温等原始 信号后 , 再经过与 之对应的 测量模块 预处理后 送给MCU。 并采用免 疫遗传算 法和多孔 算法把心 电电路采 集到的数 据进行滤 波处理 , 并通过IIR滤波器对 脉搏波进 行数字滤 波 , 再提取特 征值 , 获得人体 的呼吸波 和脉率等 体征数据 ,然后通过 基于卡尔 曼滤波的 多路数据 融合估计 算法得到 呼吸率[2,3], 最后将获 得的体温 、 脉率 、 呼吸 、 心电 、 血氧 、 血压等信 息打包成 波特率为115200的固定格 式串口数 据包进行 有线或无 线传输 。

1 . 2 基 于 STM32 的 外 围 接 口 电 路 设 计

STM32F103VCT6是意法半 导体生产 的一款32位高性能 嵌入式微 处理芯片 , 该芯片具 有丰富的 外设接口 , 2 ~ 3 . 6 V低电压供 电 , 多达80个标准IO口 , 且工作频 率可达72 MHz, 内嵌高速Flash和RAM存储器 , 同时具有3个SPI 、 2个I2C 、 2个I2S 、 3个USART 、 2个UART , 并支持USB、SDIO、CAN总线接口,是专门为满足高性能、低功耗 、实时应用 系统而设 计的一款 嵌入式微 处理器[2,3,4],且该芯片 能很好地 满足本监 护系统的 控制 、 传输 、 数据保存 、显示和报 警功能 。 基于上述 的优点 ,本监护系 统采用STM32F103VCT6作为为微 控制系统 的核心处 理器 , STM32微控制器 外围接口 电路如图3所示 。

1 . 2 . 1 电 源 管 理 模 块 设 计

电源管理 模块包括 系统供电 电路和电 池充电电 路 。 本系统采 用12 V直流电源 供电 , 通过LM2576S芯片获得5 V电压输出,经AMS1117输出3.3 V电压为MCU提供电能 , 系统上电 后进入待 机低功耗 模式 , 当按下开 机键时 ,MCU通过检测 按键外部 中断的方 式使Q1导通 ,继电器K1闭合,经U3和U4电压转换后输出3.3 V为外围电路提供电压。 此外,本电路MCU自带3 V铝壳电池,在系统断电后为系统提供RTC实时时钟,同时通过12 V锂电池为系统 提供备用电源, 在无外接电 源接入时 保障本系统能继续正常工作。 系统电路原理图如图4所示。

本监护系 统备用电 池采用三 节锂离子 电池串联 的方式 , 总容量为3 700 m Ah。 其充放电 管理电路 采用PWM降压型锂 离子电池 充电管理 芯片CN3703 , 该芯片具 有恒流和 恒压两种 充电模式 。 为使电池 能够较快 速地充电 ,本电路充 电电流设 定为400 m A,RCS选择0.5 Ω; 当电池电 压继续上 升接近恒 压充电电 压12.6 V时 , 充电器进 入恒压充 电模式 ,此时充电 电流逐渐 减小 。 当充电电 流减小到EOC管脚电阻 设置的值 时 ,DRV管脚输出 高电平 , 此时漏极 开路输出 管脚内部 的晶体管 关断 , 输出为高 阻态 ,充电结束 。 另外无输 入电源电 压输入或 者拔下直 流输入电 源时 ,CN3703为减少电 池的电流 消耗 , 延长待机 时间自动 进入睡眠 模式 , 此时MCU控制Q1导通 , 此时通过12 V锂离子电 池给整个 系统供电 。 电池充电 电路原理 图如图5。

1 . 2 . 2 SD 卡 存 储 模 块

当STM32微控制器 系统通过 串口获得 多参数采 集电路的 串口数据 包时 ,STM32微控制器 需要对SD卡进行写 操作 , 把获得的 人体多参 数信息以TXT文本文件 的形式记 录在SD卡中 。 为了节省STM32的引脚资 源以及简 化电路设 计 ,同时又满 足本系统6.5 kb/s的串口传 输速率 ,本系统采 用SPI方式对SD卡进行读 写操作 。 另外 , 采用FAT32文件系统 对SD卡进行访 问 , 一方面减 轻了操作SD卡的工作 量 , 另一方面 只要调用 其提供的 函数便可 方便地对 文件进行 读写删改 等操作[4]。

1 . 2 . 3 LCD 液 晶 接 口 设 计

本监护系 统采用3.2英寸320 ×240 HY32D -LCD液晶对监 护信息进 行显示 ,且采用FSMC模块来控 制液晶, 能够在不 增加外部 器件的情 况下同时 扩展多种 不同类型 的静态存 储器 , 且FSMC访问外部 设备时序 可编程 , 可把液晶 屏当作外 部存储设 备来使用 ,能够根据 不同的外 部存储器 类型 ,发出相应 的数据 、地址 、控制信号 类型以匹 配信号的 速度 ,更好地满 足了监护 系统设计 对LCD接口 、产品体积 以及成本 的综合要 求 。

1 . 2 . 4 蓝 牙 4 . 0 无 线 传 输 模 块

由于蓝牙4.0具有低功 耗 、 低成本 、 低延迟以 及跨厂商 互操作性 等优点 ,逐渐成为 无线近距 离低功耗 传输的首 选 , 本文选用ITL2540低功耗蓝 牙模块作 为监护系 统的无线 传输模块 ,通过串口 与STM32微控制系 统进行数 据流传输 。

1 . 2 . 5 Wi Fi 无 线 传 输 模 块

本系统采 用新力维 公司生产 的XLW002X作为无线 传输Wi Fi模块 , 该模块集 成了MCU, 且符合802.11b/g、 2 . 4G标准的无 线射频收 发器 、 TCP / IP协议栈和 应用程序,并且提供包括UART、SPI、I2C、I2S在内的丰 富外部I/O接口 ,在本系统 中采用UART进行串口 数据传输 。

2 基 于 STM32 的 滤 波实现

在多生理 参数采集 系统的信 号处理过 程中 , 首先采用 免疫遗传 算法和多 孔算法对STM32采集到的 心电 、呼吸原始 信号进行 软件滤波 , 并采用IIR滤波器对 脉搏波进 行数字滤 波 ,再通过基 于卡尔曼 滤波的多 路数据融 合估计算 法得到呼 吸率 。 而在脉搏 血氧信号 的放大与 检测中 ,50 Hz工频干扰 、人体皮肤 导致的空 间电磁干 扰及高频 杂波干扰 尤为严重[5], 本监护系 统设计了 整系数IIR数字滤波 器 ,其数学模 型如下 :

式中 :X(n)表示滤波 前的信号 ,Y(n)表示滤波 后的信号 。 在脉搏容 积波信号 的处理中 ,采用9点平均的 方法对其 滤波 ,其滤波公 式 :

经实际应 用验证 ,上述方法 可以对脉 搏波进行 有效滤波 ,为进一步 对波形分 析以及计 算生理参 数提供了 理论依据。 系统根据采集到的心电波形计 算出心率参数[6], 根据脉搏 波形计算 出血氧脉 搏波和血 氧饱和度 等参数 。 考虑系统 实时性的 要求并结 合芯片的 运算速度 和串口数 据包的传 输速度 , 本设计采 用阈值判 别算法 , 并将心电 、 呼吸 、 血氧 、 脉率 、 血压 、 体温等生 理参数以 固定格式 的串口数 据包进行 传输 。

本系统在KEIL MDK平台下开 发 , 采取开串 口中断接 收的方式 , 经过各种 初始化处 理之后 , 系统进入 中断函数 ,当STM32微控制器 的USART2串口接收 到串口数 据时 , 微控制器 将USART2串口数据 进行转发 给USART3 , 同时将对 转发的串 口数据包 进行解析 , 然后在LCD液晶上进 行显示 , 并将解析 得到的有 用数据保 存到带有 文件系统 的SD卡中 。

为了保证 数据传输 的准确可 靠性 , 本健康监 护系统所传输 的串口数据包由1字节包类型ID字节+N(N≤8) 字节数据+1字节校验 和构成 。 串口包的 最大长度 为10个字节 , 其中数据 部分的最 大长度为8字节 , 由1个数据头 和N-1个数据构 成 。 另外为了 保证数据 传输的准 确性和可 靠性 ,每个包的 数据头依 次包含了 数据字节 的最高位 ,并且 ,数据头的 最高位Bit7为0,且数据校 验和的最 高位Bit7为1。 串口数据 包格式如 表1。

3 系统 功能测试

为了测试 本便携式 多参数体 征监护系 统的准确 性 、 可靠性以 及电路的 功耗 ,本实验选 取两款商 用高精度 便携式多 生理参数 测量仪进 行比较 。 在本系统 测试实验中 ,志愿者坐 在椅子上 ,五导联心 电信号导 联线 、脉搏血氧 仪探头 ( 分别放在 志愿者的3个手指头 上 ) 和呼吸带 ( 绑在志愿 者胸口 ) 、 血压袖带 ( 均绑在右 手上 ) 、 体温探头 (3个体温探 头均放在 志愿者的 腋下 ) 被用来同 时对志愿 者进行多 路生理体 征参数信 号进行采 集 ,同时所有 信号连接 本监护系 统以及上 述两款商 业多参数 检测仪 , 对其进行30 min的测量 ,每6 min记录一次 心电 、 呼吸 、 血氧 、 脉率 、 呼吸 、 体温 、 血压 、 电源电压 和电流的 实时数据 ,相关测量 数据如表2。 其中 ,每款设备 在30 min内各进行 两次标准 袖压测量 。

从表2可知,本设计电路采用12 V电源供电,平均功率1 633.8 m W,均低于力康PC-3000监护仪(2 533.4 m W) 和贝瑞多 参数测量 仪 (2 023.0 m W), 由此表明 本电路功 耗较低 。 同时本电 路所测量 的血氧饱 和度 、心电 、呼吸 、 血氧 、 脉率 、 呼吸 、 体温 、 血压的平 均值与力 康PC-3000监护仪 、贝瑞多参 数测量仪 所测得的 数据相比 均无显著 性差异 ,表明本测 量电路所 测得的多 人体生理 体征参数 具有较高 的准确性 。 另外本多 参数监护 系统可在LCD上实时显 示上述参 数 ,且当检测 到人体特 征参数数 据异常时 会发出报 警 。 此外 ,本监护系 统还可以 显示导联 脱落状态 和系统当 前时间 ,并能对解 析的串口 数据进行 保存 , 同时也可 以通过蓝 牙或Wi Fi与手机或PAD进行无线 传输 。 为了尽可 能地减小 功耗 ,本监护系 统开机25 s若没有任 何操作便 自动进入 低功耗待 机模式 。 另外 ,本系统通 过STM32微控制系 统将USART2接收到的 串口数据 包转发给USART1, 经MAX3232将电平转 换为RS232电平 , 再经串口 线将串口 数据包送 给PC上位机 。 或者通过USART3经过蓝牙 或者Wi Fi与手机或PAD进行无线 通信 , 并在装有 相应APP的手机或PAD上进行生 理参数显 示 ,整个系统 连接示意 图如图1所示 。 本上位机 使用C++语言 ,通过Visual Studio2008平台编写 。

4 结束 语

本文介绍 了一种低 功耗多生 理参数测 量与监护 的便携式 健康监护 系统 ,并制成了 原型系统 。 该系统与 两款不同 商用设备 进行对比 , 结果表明 , 本便携式 体征监护系统可 连续实时 测量 , 且系统功 耗较低 , 所测量的 各项基本 生理体征 参数与两 款不同产 品所测量 的数据没 有明显差 异 , 且能在LCD上实时显 示 , 上位机软 件能动态 地显示波 形和数据 ,同时可保 存用户所 测量的健 康信息 , 能为用户 健康管理 数据库的 建立提供 数据来源 ,可通过对 用户多次 测量的数 据进行分 析来为用 户疾病的 预防和治 疗提供较 为准确的 参考 ,同时也大 大减少了 用户去医 院进行各 项检查带 来的麻烦 和费用 。 本监护系 统采用模 块化的设 计 , 功耗低 , 实现容易 , 在医院 、 家庭 、 养老院 、 健身房等 场所中使 用该系统 可实现实 时的 、长期的 、 准确的生 理参数测 量及监控 , 在便携式 设备开发 及相关领 域具有较 好的应用 前景 。

摘要：采用模块化设计的方法,设计并实现了一种便携式实用新型医疗健康监护系统。系统由人体生理参数采集电路、微控制电路和系统软件三部分组成,可对人体常见的体征参数进行采集、处理和显示。实验对比结果表明,监护系统能准确稳定地对人体体温、脉搏、呼吸、心电、血压、血氧等多个参数进行实时测量、保存和显示,并能通过蓝牙和Wi Fi进行无线传输。