多功能自动监护系统设计毕业论文.doc

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1、本科毕业设计（论文）多功能自动监护系统设计 燕 山 大 学2012年6月 本科毕业设计（论文）多功能自动监护系统设计学院（系）： 专 业： 学生 姓名： 学 号： 指导 教师： 答辩 日期： 2012年6月 燕山大学毕业设计（论文）任务书学院： 系级教学单位： 学号 学生姓名 专 业班 级 题目题目名称多功能自动监护系统设计题目性质1.理工类：工程设计 （ ）；工程技术实验研究型（ ）；理论研究型（ ）；计算机软件型（ ）；综合型（ ）。2.管理类（ ）；3.外语类（ ）；4.艺术类（ ）。题目类型1.毕业设计（ ） 2.论文（ ）题目来源科研课题（ ） 生产实际（ ）自选题目（ ） 主要内容

2、1、学习了解医院自动监护系统的历史现状和发展趋势2、学习医院自动监护系统设计方法3、设计一套医院自动监护系统基本要求1、 掌握医院自动监护系统工作和设计原理2、 设计一套医院自动监护系统3、 完成系统中心站和床头机的整体方案设计4、重点完成系统中信息采集和通信部分的模块设计5、按要求撰写论文参考资料1、文献若干2、微机式医学仪器设计 林家瑞周 次14周58周912周1315周1617周应完成的内容查阅中、英文资料课题理解系统整体方案设计系统信息采集模块设计系统信息通信模块设计写论文准备答辩指导教师：景军职称：教授 2012 年1 月10 日系级教学单位审批： 年 月 日摘要心电、血压、血氧饱和

3、度和呼吸是反映人体机能的重要参数，在人体的生命监护中有着极其重要的参考价值。目前，大部分医院病人的生理参数都是采用人工定时测量的方式获取，此项常规护理不仅耗费大量的人力，而且对测量结果进行汇总、查询、分析也比较繁杂。此外，如果病人在出现异常时不能及时被医生发现，可能会造成治疗时机的延误。尤其对于那些传染病患者，医生不方便与其接触，因此需要一种能够监护病人，且无需与其接触就能够实现诊治的方式。本课题对多功能自动监护系统进行了研究。本文针对心电、血压、血氧饱和度、呼吸信号各自的特点，分别设计了各生理信号检测模块：在心电模块采用右腿驱动电路，用AD620作为前置放大器；在血压模块采用测振法；在血氧饱

4、和度模块双波长法；在呼吸模块采用热敏法测呼吸。在通信模块采用基于无线传感器网络的无线通信技术，对IEEE802.15.4协议和ZigBee协议进行了详细介绍，无线射频芯片采用CC2420，核心控制芯片采用MSP430。本系统整体采用模块化的设计方式，易于日后的修改、优化和维护，并且通过无线传感器网络实现通信，具有较好的灵活性和扩展性，适合家庭、社区和医疗机构使用，应用前景广阔。关键词: 心电；血压；自动监护；无线通信；CC2420AbstractECG, blood pressure, oxygen saturation and breathing which is reflect the h

5、uman function are important parameter, they have extremely important reference value in life custody. Now, most of physiological parameters are measured by timing manner. The conventional care not only spent a lot human,，but also measure result is more complex to summary, inquiries and analysis. In

6、addition, if special circumstances of patient couldnt timely discovery, the illness will be caused delay in treatment time. Especially For patients with infectious diseases, Doctors contact patients inconveniently, so It is necessary that using a method not only monitoring patient, but also no conta

7、ct patient. This paper presents the multi-functional automatic monitoring system of the research program.In this paper, ECG, blood pressure, oxygen saturation, respiratory signal characteristics were designed physiological signal detection module: ECG module with the right leg drive mode AD620 as a

8、preamplifier; in blood pressure module using vibration measurement method; dual-wavelength method in the oxygen saturation module; thermal method to measure breathing in the respiratory module.In the communication module based on wireless sensor network wireless communication technology, IEEE802.15.

9、4 protocol and ZigBee protocol is introduced in detail, the wireless RF chip using the CC2420 and the core control chip uses MSP430.Module design of this system ease of future modifications, optimization and maintenance, and to communicate through wireless sensor networks, has good flexibility and s

10、calability, suitable for families, communities and medical institutions the use of a bright future.Keywords： ECG； Blood pressure；Automatic monitoring；Wireless communication；CC2420 目 录摘要IAbstractII第1章 绪论11.1 课题背景11.2 监护仪概述及分类11.3 监护仪的发展现状及出现的问题21.3.1 监护仪的发展现状21.3.2 存在的主要问题31.4 课题的研究意义及工作安排4第2章 多功能自动监

11、护系统的硬件设计52.1系统总体结构设计52.2 心电模块的设计52.2.1 心电信号的生理意义52.2.2 心电模块的电路设计72.3 血氧饱和度模块的设计162.3.1 血氧饱和度的生理意义162.3.2 血氧饱和度模块的电路设计172.4 血压模块的设计202.4.1 血压的生理意义202.4.2 血压模块的电路设计212.5 呼吸模块的设计222.5.1 呼吸的生理意义222.5.2 呼吸模块的电路设计232.6 本章总结23第3章 无线通信模块设计243.1 无线通信网络协议243.1.1 ZigBee协议概述243.1.2 ZigBee 网络层协议253.1.3 IEEE802.1

12、5.4 简介263.1.4 IEEE802.15.4 协议273.2 芯片选择283.2.1 控制芯片MSP430293.2.2 CC2420射频芯片293.3 硬件电路设计313.4 本章小结32结论33参考文献34致谢36附录1 开题报告37附录2 文献综述41附录3 中期报告45附录4 英文翻译48附录5 英文原文53第1章 绪论1.1 课题背景近代迅猛发展的科学技术，已经在社会各个领域得到了广泛应用，并且不断推动着这些领域向前发展。医疗领域也不例外，在医疗机构广泛应用的医疗监护仪是传感器技术、信号处理技术，通信技术、计算机技术等综合技术在医学领域成功应用的体现。监护仪是医院不可缺少的重

13、要设备，它实时、连续、长时间地监测病人的重要生命特征参数，并将获得的数据传送给医护人员，以供医护人员进行分析，使得医护人员能够对病人当前的状态做出正确判断，从而对病人做出正确地处理。医疗监护仪的出现，不仅减轻了医护人员的劳动量、提高了护理工作的效率，更重要的是使医生能够随时了解病情，当出现危机情况时可及时进行处理，提高护理质量，从而大大降低病人的死亡率，基于这些突出作用，医疗监护仪已经成为医护人员诊断、治疗和抢救病人的重要设备1。目前，在监护仪的研制生产中占主要地位的是以美国、德国为主的发达国家，相对而言国内的监护系统的科研、生产与国际先进水平相比还存在一定的差距，产品还不能满足日益增长的市场

14、需要。目前国内生产的监护仪大部分是床旁监护仪，体积大，操作复杂，只能在医院内床旁监护，不能移动；随着计算机技术的飞速发展，尤其是网络技术的普及，将多台监护系统连接成小型的网络，实现集中监护，已经成为现代化医院的一个重要标志。这样的中央监护系统，不仅可以显著减少医护人员数目，还便于病人资料的汇总和统一管理。尤其是随着医院信息管理的网络化时代的到来，中央监护系统将成为医院信息管理系统的一个站点2。1.2 监护仪概述及分类 医用监护仪能够对人体的生理参数进行长时间的连续监测，并且能够对检测结果进行储存、显示、分析、和控制，出现异常情况时能够发出报警提醒医护人员及时进行处理。从不同的角度可以对医用监护

15、仪做出不同的分类：（1）按仪器构造功能分类可分为一体式监护仪和插件式监护仪。一体式监护仪具有专用的监护参数，通过连线或其它连接管接入每台监护仪之中，它所监护的参数是固定的。而插件式监护仪每个监护参数或每组监护参数各有其一个插件，使监护仪功能扩展与升级快速、方便。这类插件可以根据临床实际的监测需要与每台医用监护仪的主机进行任意组合。同时也可在同一型号的监护仪之中相互调换使用。（2）按仪器接收方式分类可分为有线监护仪和无线遥测监护仪。有线监护仪是通过导线和导管将所监测病人的数据与主机相连接,而无线遥测医用监护仪是对病人监测的数据通过发射和接收使主机获得数据。（3）按功能分类可分为通用监护仪和专用医

16、用监护仪。通用监护仪就是床边监护仪，它在医院CCU和ICU病房中应用广泛，它只有几个最常用的监测参数如心率、心电以及无创血压。专用医用监护仪是具有特殊功能的医用监护仪，它主要针对某些疾病或是某些场所而设计和使用的医用监护仪，如手术监护仪、冠心病监护仪、心脏除颤监护仪、麻醉监护仪脑电监护仪、睡眠监护仪、危重病人监护仪、放射线治疗室监护仪、高压氧仓监护仪、24小时动态心电监护仪、24小时动态血压监护仪等。（4）按使用范围分类可分为床边监护仪、中央监护仪和离院监护仪。床边监护仪将床边的监护仪与病人连接在一起,对病人的生理和生化参数进行监测，并能显示报警或记录。中央监护仪则是由一个主监护仪与数台床边监

17、护仪组成，对多个被检测的对象的情况进行同时监护。离院监护仪一般是病人可以随身携带的小型电子监护仪，可以医院内外对病人的某种生理参数进行连续监护。（5）按监护仪的作用分类可分为纯监护仪和抢救、治疗用监护仪。纯监护仪只有监护功能，而抢救、治疗用监护仪不仅具有监护功能，还具有抢救和治疗功能的监护仪3。1.3 监护仪的发展现状及出现的问题1.3.1 监护仪的发展现状自从1903年发明第一台弦线型心电监护仪后，人们逐渐认识到监护系统在医疗领域的重要意义，对医疗监护系统的研究开始为世界各国医学界所重视。自20世纪70年代开发和生产出单一功能的监护设备以来，监护系统得到了临床广泛的应用。进入90年代，传感技

18、术和电子技术迅猛发展，科技的发展推动了各领域科技产品的不断创新，监护仪也由过去的单一参数监护发展为多参数监护，并且监护方式也由有线的床边监护向无接触的无线方式发展。欧美和日本等国研制、生产医疗监护系统的历史较长，不仅有先进的电子设备为基础，还投入了大量资金，积累了丰富的临床应用技术，现在也开始向更加智能化和人性化的方向发展。欧洲和美国各有一个研究小组正致力于基于生物信号综合解释方法的临床数据库和专家系统的研究，把病人监护系统产生的连续数据流、化验室的化验结果、患者的既往病史、当前的监护计划和药物疗法等众多信息综合起来分析解释2。1.3.2 存在的主要问题医疗监护仪在医疗系统中的作用极为重要，但

19、是有线医疗监护仪在实际应用中也存在着很大局限性，主要体现在以下几个方面：(1)传统的监护仪大多是有线的床边监护，这就要求医生必须在病人的身边进行监护。在对病人进行长时间监护时，要求病人必须在监护病房内且不能自由走动，如果病人不是重症患者，或者正处于恢复期，本来可以自由活动，却因为这种传统的监护方式受到了本不应该受到的限制，为其带来很大的不便。(2)传统的监护仪大都功能单一，一般都是监测某一项生命体征，如果要监测病人的多项生命参数，就必须使用多台不同监护仪分别进行监测，这在临床应用过程中，也会带来诸多不便。还有，传统的医疗监护仪由于体积庞大、携带不便、功耗大等点也使得手术过程和病房的监护受到局限

20、。(3)国内传统的多参数监护仪设备技术较落后，设备的可靠性和稳定性较差。所以，传统的病房式监护手段已经越来越不能适应当今多元化、信息化、个性化的医疗监护需求7。1.4 课题的研究意义及工作安排对多参数无线医疗监护系统进行研究也就具有多方面积极的意义。首先，它可以保证医护人员对患者进行监护时，不必与其近距离接触，从而使得在对传染病患者进行监护时，大大降低了医务人员被传染的可能性；其次，当系统正在对一些非重症或处于恢复期的患者进行较长时间的连续监护时，患者可以在有效范围内自由活动，因而为其带来很大方便；还有，系统可以同时对患者的多项生理参数进行监测，这更加方便对其进行及时有效的治疗处理；此外，从发

21、展的角度来看，医疗监护产品的无线化、网络化是发展趋势，移动型和具备无线联网功能的监护产品也将成为未来市场的主流13。本课题针对以上需求，旨在研究并设计出一种功能强大、价格低廉的基于无线传感器网络的多功能自动监护系统。本文要完成的工作主要有：第1章，绪论，介绍了多功能监护系统的研究背景、分类以及发展现状和存在问题。第2章，多参数无线监护系统硬件设计，介绍了各模块的电路设计过程。第3章，无限通信模块设计，介绍了美国IEEE工作组针对于LR-WPAN(低速个人无线区域网)制定的IEEE802.15.4 协议，ZigBee标准的网络协议，CC2420芯片的介绍以及发送和接收模块电路的设计。最后，在结论

22、中对本文设计做出总结，并对未来做出了展望。第2章 多功能自动监护系统的硬件设计2.1系统总体结构设计本系统主要由多生理参数数据采集与处理单元、无线数据通信单元、中央控制和显示单元组成。系统整体组成框图如图2-1所示。图2-1 系统整体组成框图2.2 心电模块的设计2.2.1 心电信号的生理意义在正常人体内，由窦房结发出的一次兴奋按一定的途径和时程以此传向心房和心室，引起整个心脏的兴奋。因此，每一个心动周期中，心脏各部分兴奋过程中出现的生物电变化的方向、途径、次序和时间都有一定的规律。这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面上来，使身体各部位在每一心动周期中叶发生有规律的生物电变

23、化，即为心电位。若把测量电极放置在人体表面的一定部位，记录出来的心脏电位变化曲线即为临床常规心电图（electrocardiogram，ECG）.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2-2所示是一个正常状况下的典型的完整心电波形。图2-2 典型心电图心电图的各个波、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：P波：是由心房激动所致,心脏激动源于窦房结，最先传到心房，使之激动。前一半主要由右心房所产生，后一半主要由左心房产生。是心电中最先出现的波动。正常人的P波宽度不超过0.01 s，最高幅度不超过2.5

24、mm。P-R间期：从P波起点到QRS波群起点之间的相隔时间，代表心房开始兴奋直到心室开始兴奋的时间。P-R 期间随着年龄的增加而有加大的趋势，成人正常范围在0.12-0.2 s，婴儿心跳较快者，P-R 间期可能较短。QRS波群：反映左、右心室的电激动过程，称QRS波群的宽度为QRS时限。代表全部心室肌激动过程所需要的时间，正常人最多不超过0.10 s。S-T段：从QRS波群的终点到T波起点的一段，代表心室肌复极化缓慢进行的阶段，正常人的S-T段是接近基线的，与基线的距离通常不超过0.05mm。T波：代表心室肌复极化过程的电位变化。在以R波为主的心电图上，T波不应低于R波的1/10。Q-T间期：

25、从Q波起点至T波的终点所占的时间，代表心室去极化和复极化总共经历的时间，正常人Q-T间期为0.36-0.4 s。 U波：是在T波之后一个较低的波，U波的方向一般均与T波一致，均是向上的。时间为0.16-0.2 s3。2.2.2 心电模块的电路设计心电采集调理电路的主要任务是将心电信号从存在强噪声的背景下提取出来，并将其放大到适当的电平提供给A/D 转换电路。该模块主要包括前置级放大电路、右腿驱动电路、滤波电路以及末级放大电路。1、前置级放大电路心电信号很微弱，而且在检测过程中存在工频50Hz和极化电压等多种干扰，均以共模形式存在，幅值可达心电信号的十倍甚至数十倍，因此在设计前置放大电路时，要考

26、虑以下几个因素。(1)高输入阻抗。前级放大电路的输入阻抗要大于5M。(2)高共模抑制比。共模抑制比(CMRR)是差动放大电路的主要技术指标。为抑制信号中所携带的共模干扰，生物电放大器的共模抑制比一般要达到60dB到80dB。(3)低噪声、低漂移。高阻抗信号源本身具有较高的热噪声，而输入信号的幅值仅在毫伏级。所以，为了获得较好的信噪比输出信号，应选择低噪声和低漂移性能较好的运算放大器。理想的生物信号放大器能将外界干扰减弱到放大器固有噪声的同一数量级7。传统方案采用三运放仪表放大器作为生物电信号的前置放大电路，原理图如图2-3所示。图2-3 三运放前置放大电路结构图A1、A2组成同相并联输入第一级

27、放大，以提高放大器的输入阻抗。A3为差动放大，作为放大器的第二级。设差动输入，第一级输出分别为uo1和uo2，根据A1、A2、A3的理想特性，Rf、Rw中的电流相等，得到 （2-1）从而导出 （2-2） （2-3）以上两式相加，得到第一级放大的输出电压 （2-4）第一级电压增益为 （2-5）第一级电路具有完全对称形式，这种对称结构有利于克服失调、漂移的影响。选择A1、A2的性能参数，使之彼此精确匹配，就可以充分发挥对称电路误差电压互相抵消的优点。利用电路结构对称、失调互补的原理，就能获得低漂移的基本方法。从人体体表拾取的心电信号一般只有0.05-5mV，频谱范围为0.05-100Hz。心电信号

28、正常输出时，其幅值约为1mV，而A/D转换器的输入电平要求达到1V左右，即心电放大器的放大倍数约为1000倍，但是，为了提高心电信号的性能，前置放大电路的放大倍数不能选择得太大（一般小于20），否则会有较大的干扰信号。所以心电信号前置放大电路使用了低噪声、高输入阻抗、高共模抑制比、高增益和抗干扰能力强的仪表运算放大器AD620，以利于采集人体微弱的心电信号。AD620的外观图如图2-4所示，内部结构图如图2-5所示。图2-4 AD620外观图 图2-5 AD620内部结构图AD620的增益是通过1脚和8脚之间的电阻Rg来调节的，可在1-1000倍可调。增益的计算公式为:G=49.4k/Rg+1

29、为保证患者不受可能的伤害并且前置放大器不工作在截止区，前置放大器的增益不能过大，因此设计了第一级的放大倍数为7倍左右。由AD620构成的前置级放大电路带右腿驱动电路如图2-6所示图2-6 前置级放大电路带右腿驱动电路2、右腿驱动电路右腿驱动电路一般从前置级放大电路的增益调节电阻处提取反馈信号，并将反馈信号输入反相放大器的负端，放大后接到人体右腿。右腿驱动电路可等效为以人体为相加点的共模电压并联负反馈放大电路，它可以大大降低人体共模电压的影响，使共模干扰降低到1以下，而不会损失心电信号中的有效信号。典型右腿驱动电路原理电路如图2-7所示。图2-7 典型右腿驱动电路原理电路右腿驱动电路的等效电路如

30、图2-8所示。图2-8 右腿驱动电路的等效电路从图2-7等效电路可以求出辅助放大器不饱和时的共模电压。高阻输入级的共模增益为1，故辅助放大器A3的反相端输入为 （2-6）由此得 （2-7）因为，将式（2-7）代入得由此可见，若要使|Ucm|尽可能小，即Id在等效电阻上压降小，可以增大2Rf/Ra值。由于R0在Ucm大时必须起保护作用，所以其值较大。3、高通滤波电路人体心电信号频率为0.03-100 Hz，其实在进入主放大电路的不单单是心电信号，不仅有50 Hz 的工频干扰和高频干扰信号还有低频和直流分量严重影响心电信号的质量，低频分量和直流分量不仅影响心电信号的基线漂移，而且影响信号的后续处理

31、。为了抑制低频和直流分量在电路中放大，本课题在进入主放大前设计了一阶高通滤波器，其截止频率为0.03 Hz。本文设计的高通滤波电路如图2-9所示。图2-9 高通滤波电路其传递函数为： （2-8）参数的计算公式为： （2-9） （2-10） （2-11）将数值代入计算可得，通带截止频率=0.3Hz，品质因数Q=0.707。通过Electronics Workbench 软件进行仿真实验，滤波特性如图2-10 所示。 幅频特性曲线 相频特性曲线图2-10 高通滤波特性图4、低通滤波电路由于近年来电磁辐射干扰越来越严重，所以心电信号在采集过程中不仅有50 Hz 的工频干扰和低频、直流分量的干扰，还有

32、高于100 Hz 高频谐波的严重污染。所以为了得到高质量的心电信号进行低通滤波是十分必要的。本设计中采用的是二阶低通有源滤波器，具体电路如图2-11 所示。其传递函数为： （2-12）参数的计算公式为： （2-13）图2-11 二阶低通滤波电路 （2-14） （2-15）将数值代入计算可得，通带截止频率=100.2Hz，品质因数Q=0.71。通过Electronics Workbench 软件进行仿真实验，滤波特性如图2-12 所示。 幅频特性曲线 相频特性曲线图2-12 高通滤波特性图5、双T陷波电路在心电采集系统中，尽管前置放大电路具有较高的共模干扰抑制能力，但有些工频干扰是以差模形式进入

33、放大器的；还由于包含电极在内的输入回路的不稳定等因素，所以前置放大电路输出的心电信号中仍然不可避免地混有较强的工频干扰，为了解决50 Hz工频干扰，在本设计中采用的是双T型的陷波电路，具体的电路如图2-13 所示。 图2-13 双T型的陷波电路双T有源陷波器的带阻特性主要取决于两支路的R、C的对称程度，它决定双T陷波器的陷波点所能衰减到的最低限度。只有保持R、R和R/2之间以及C、C和2C之间的严格对称关系，才能使陷波点频率处的信号相互抵消，衰减到零。陷波频率。此电路是在双T型有源网络的基础上增加一个运算放大器进行隔离，使其陷波性能得到明显改善。同时，双T型有源网络的R3 和C3 没有接地，而

34、是接在输出端的部分反馈上，适当增加Q值，不会影响陷波的稳定性,从而改善频率的选择性，能把50 Hz的工频干扰抑制。此时A1、A2都接成跟随器，所以电路的反馈系数为： （2-16）可证明陷波器Q值为： （2-17）代入数值得：F=0.95，Q=5通过Electronics Workbench 软件进行仿真实验，特性曲线如图2-14 所示。图2-14 频率响应曲线6、末级放大电路心电信号的幅度为0.01-5 mV，而前置放大的增益又不能太大，若太大会使低频和直流成分放大。因此，在滤除低频成分的基础上，心电信号进行再次放大，它的放大倍数远大于前置放大。使其放大倍数与前置放大倍数相乘高于1000倍，才

35、能达到A/D 转换的要求。前置级放大电路放大倍数为7，则后级放大电路放大倍数设计为143，末级放大电路如图2-15所示。图2-15 末级放大电路通过Electronics Workbench 软件进行仿真实验，仿真曲线如图2-16 所示。图2-16 仿真曲线2.3 血氧饱和度模块的设计2.3.1 血氧饱和度的生理意义氧是所有生命活动的物质基础，血氧饱和度是反映血液含氧量的重要参数。人体的血液通过心脏的收缩和舒张脉动地流过肺部，一定含量的还原血红蛋白(Hb)与从肺泡摄取的氧气结合变成了氧合血红蛋白(HbO2)，约98的氧与血红蛋白结合成氧合血红蛋白(HbO2)后进入组织。这些氧通过动脉系统一直到

36、达毛细血管，然后将氧释放，维持组织细胞的新陈代谢。能否充分吸入氧气，使动脉血液中溶入足够的氧，对维持生命是至关重要的。及时检测动脉中氧含量是否充分，又是判断人体呼吸系统、循环系统是否出现障碍或者周围环境是否缺氧的重要指标7。表示全身氧合状况的参数主要有两种:一为血氧饱和度，二为动脉氧分压。血氧饱和度是血液中氧合血红蛋白(HbO2)的容量占全部可结合的血红蛋白容量的百分比，即血液中血氧的浓度。一般用血液中氧合血红蛋白(HbO2)占总血红蛋白的百分比来表示，即：血氧饱和度与氧分压有着非常紧密的联系。当氧分压在10kPa以下时，血氧饱和度可较灵敏地反映氧分压的变化；特别在缺氧情况下氧分压在8kPa以

37、下时，氧解离曲线在陡直部，血氧饱和度急剧下降，较氧分压的下降更为灵敏。因此，监测血氧饱和度可更加迅速而准确地诊断低血氧症。2.3.2 血氧饱和度模块的电路设计1、测量原理血液中的血红蛋白主要以氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)两种形式存在，被氧结合的Hb容量占全部可结合的Hb容量的百分比，称为Sp02(血氧饱和度)。血液的光学特性研究表明，在波长为600-1000nm的连续光谱中，HbO2和Hb的光吸收系数存在显著的差异，如图2-17所示。图2-17 HbO2和Hb的吸光曲线当一定波长的光束照射到皮肤表面时，光束将通过透射或反射方式传送到光电接收器。在此过程中由于受到皮肤肌肉和血液

38、的吸收衰减作用，监测器检测到的光强度将减弱。皮肤中的非血液成分如脂肪、肌肉、骨骼等由于在心循环中基本保持不变，所以它对光的吸收(散射)和衰减作用也保持恒定不变。皮肤中的动脉血则在心循环中呈周期性脉动变化，心脏收缩时外周血容量最多，动脉充盈，光吸收量最大，检测到的光强度也最小；而心脏舒张时，正好相反，动脉收缩，检测到的光强度最大。其光吸收如图2-18所示。血氧饱和度的测量是以朗伯比尔定律和光散射理论为基础的，透过一定浓度溶液的透射光的强度和入射光的强度关系如下： (2-18)或 (2-19)其中：Io、I分别表示发射光强和透射光强，c表示某物质溶液的浓度，d表示光穿过溶液的路径长度，表示某物质的

39、光吸收系数，D称为吸光度，显然只要测出入射光强Io和投射光强I就能方便的得出物质浓度c。 图2-18 光吸收示意图电路接收的信号中包含有两种成分，分别以直流（DC）和交流（AC）的形式存在。根据朗伯比尔定律，当红光和红外光通过手指尖时，由于心脏搏动引起血管舒张，光程路径d 产生一个d 的变化量从而引起红光和红外光的透射光I 产生一个I 的变化，所以它们吸光度的变化量D为： (2-20)考虑到透射光中交流成分占直流量的百分比远小于1，则 (2-21)设D1、D2分别是波长为1、2的光通过物质时的吸光度，Cj（j=1,2）为物质的浓度，ji表示物质j对于i的吸收系数，当22=21时有 (2-22)

40、将式（2-21）代入（2-22）得： (2-23)该模块的结构框图如图2-19所示。图2-19结构框图2、光源驱动电路光源驱动电路如图2-20所示：图2-20 光源驱动电路由单片机控制发出高低电平的输入，当U1为高电平U2为低电平时LED1发光LED2不亮，当U2为高电平U1为低电平时LED2放光LED1不亮。3、电压电流转换电路光敏二极管的特性是将光信号转换为电流，而随后的A/D转换电路是以电压为检测对象。因此，接收电路中应采用电流电压变换电路，将电流信号转换为电压信号。光敏二极管受光照产生的光生电流I与普通二极管的电流方向相反，I与受光光强的变化成正比，光敏管工作在零偏状态下。运算放大器与

41、电阻R形成电流电压变换电路，如图2-21所示13。图2-21光敏二极管的电压电流转换电路电容C的作用是改变相移、防止自激，同时R和C又形成低通滤波器，抑制高频干扰。光敏电流的频率为100 Hz，为保证RC组成的滤波电路不会造成电流信号的失真，其截止频率应远高于100Hz。综合考虑系统的整体设计要求，这里R1=51K，C=0.01u，截至频率为312Hz。2.4 血压模块的设计2.4.1 血压的生理意义血压是人体重要的生理指标之一，人体依靠心脏向全身输送血液来维持生命。为此，心脏将反复地收缩和舒张，这时从心脏送出的血液的压力即为“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

42、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，特别是与小动脉口径有关。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90130mmHg，舒张压为6090mmHg，脉压差为3040 mmHg，平均压为舒张压+1/3(收缩压-舒张压)：血压过低或过高都是疾病的征象。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

43、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。2.4.2 血压模块的电路设计目前，可用于构成无创自动血压测量的方法有好几种，如柯氏音法、测振法和光电法等。与其它方法相比，测振法有较强的抗干扰能力，能比较可靠地测定血压值，因此是目前世界上自动血压测量仪器中使用得较普遍的一种无创血压测量方法。它能同时检测出收缩压、舒张压、平均动脉压和脉率。我们采用的血压模块采用了测振法。该模块的结构框图如图2-22所示。图2-22 血压模块结构框图气路部分由一个气泵电路和一个气阀电路组成，主要完成对袖带的充气(加压)及放气(减压)工作。气泵电路如图2-23所示。图2-23 气泵控制电路测试时，由单片机控制下的气泵电路和气阀电路快速充气，台阶放气，最后再快速放气。袖套内的压力是静压和脉搏波信号的叠加，压力传感器把压力信号转换为电信号后送放大器，输出端电压在0-5 V之间。路经过低通滤波器后作为袖套静压信号，这是一个接近直流的信号。该信号经A/D转换，并根据