生理参数检测论文

2024-05-22

生理参数检测论文（精选8篇）

生理参数检测论文第1篇

关键词：生理参数,检测仪,SPCE061A,传感器

1 引言

随着我国经济的快速发展和国民生活水平的不断提高, 人们越来越重视自身的健康和日常保健。心电、体温和脉搏等都是人体非常重要的生理参数, 直接反映了人体的健康状况。然而人们在进行户外锻炼时, 由于不能实时方便地得知人体的各种生理参数值, 也就无法确切了解锻炼的强度、效果及身体状况。

本文介绍一种便携式生理参数实时检测仪, 能够实时监测并显示锻炼者的呼吸、脉搏和体温变化, 记录跑步步数及运动强度等, 生理参数值超过警戒值时, 还可发出报警信号及提示信息。

2 系统硬件设计

2.1 系统总体结构

系统以凌阳16位单片机SPCE061A为核心, 配置了各种集成传感器 (温度、压力、振动和脉搏) 、液晶显示器、键盘电路、报警电路及语音提示电路等, 系统总体结构如图1所示。

由于采用了微型封装的集成电路芯片及元器件, 连线变少, 且减少了通信接口的数量, 从而提高了整机工作的可靠性。SPCE061A芯片内部集成了ICE、32K FLASH、2K SRAM、32位通用I/O端口、定时器/计数器、UART、SIO及Watch Dog等模块, 在仪器仪表、工业控制和通讯产品等方面应用日益广泛[1]。另外, 该芯片拥有8路10位精度的ADC, 其中一路为音频转换通道, 并且内置有自动增益电路, 这为实现语音录入提供了方便的硬件条件。两路10精度的DAC, 只需要外接功放 (SPY0030A) 即可完成语音的播放。

2.2 各个模块设计

2.2.1 体温。

温度采集采用数字温度传感器DS18B20。与传统的热敏电阻相比, 它可以直接将温度信号转化为9~12位数字信号供CPU处理, 只需93.75ms或750ms即可获取9位或12位的温度数字量。而且仅需一根口线 (单线接口) 读写, 总线本身也可向DS18B20供电, 而无需额外电源, 且测量精度高[2]。因而使用DS18B20可使系统结构更趋简单, 可靠性更高。

2.2.2 呼吸。

呼吸率需要良好的测量位置, 一般选用胸部。可以用气囊围绕胸部, 随着呼吸的进行胸腔会产生变化压迫气囊, 这样就可检测到压力的变化, 从而计算出呼吸率和胸压。

PS-2133是一种实验用呼吸率传感器, 可以测出胸压和呼吸率, 并采用USB接口送到主机。直接采用PS-2133就需要采用一个USB接口, 比较麻烦, 而且它也不是一种廉价的设备。PS-2114相对压力传感器是PS-2133呼吸率传感器的一个组成部分, 可以独立使用相对压力传感器来检测压力的变化从而测得呼吸率, 这样既简化了接口又降低了成本。

2.2.3 脉搏。

对于脉搏信号, 本系统采用HK-2000A脉搏传感器。该传感器体积小, 价格便宜, 精度高, 使用寿命长。它的输出信号为准数字信号, 即输出同步于脉搏波动的脉冲信号, 脉搏波动一次输出一正脉冲, 与单片机连接非常方便[3]。

2.2.4 跑步步数。

跑步步数通过CLA-3全向微振动传感器检测, 其原理为:人在跑步时身体的振动代表了跑步的步数, 微振动传感器把振动转换成电信号方便后续的检测。CLA-3具有全向检测、灵敏度可调、高抗干扰能力、产品一致性和互换性好、体积小、可靠性高、价格低等特点。传感器的安放几乎没有什么位置限制, 因此便携性很好。在使用的时候应该注意, 传感器要固定好, 否则它本身的振动会混乱有效信号[4]。各传感器与单片机的连接如图2所示。

CLA-3微振动传感器、HK-2000A脉搏传感器和PS-2114相对压力传感器均为脉冲型输出, 因此其后接施密特触发器就可以产生TTL电平, 单片机通过对该脉冲计数就可测得相应的参数。关于脉冲的计数, 本系统采用中断方法, 并将3个传感器通过数据选择器连接在SPCE061A的IOB1 (EXT0) 口, 将IOB14、IOB13、IOB12连接在选择控制线上。就可以通过改变这3个口的状态来控制将哪一路数据送到单片机计数, 以此实现参数的分时采集, 节省单片机的端口资源。温度传感器DS18B20只需一根口线, 连接在SPCE061A的IOB15口。

2.2.5 液晶显示。

液晶显示模块采用凌阳公司128×64点阵的SPLC501A液晶显示模块, 其与单片机的连接如图3所示, 凌阳公司提供的液晶驱动程序可被直接采用。

2.2.6 键盘。

采用4×4矩阵式键盘, 定义了16个按键。包括:数字键0~9、上下翻页、确定、设置、模式选择及多参数测量键等。

2.2.7 声光报警。

利用凌阳单片机内部的语音功能及软件控制, 当参数超过阈值时发出语音报警。声光报警模块由蜂鸣器报警电路和二极管发光报警电路组成。当输入端为高电平时, 有电流通过蜂鸣器, 蜂鸣器发出声音报警, 同时二极管点亮, 更容易提醒锻炼者。

2.2.8 语音提示。

SPCE061A具有语音播放的函数库可供使用, 但片内FLASH只有32K, 在播放大量语音资源时需要外扩存储器[5]。此模块采用SPR4096作为外扩存储器, 与SPCE061A结合播放语音。

3 系统软件设计

软件设计采用模块化结构和菜单操作。利用C61及汇编语言编写软件, 在液晶显示屏上实时显示各种生理参数数据, 数据存储采用Flash, 这样在更换仪器电池时不会丢失数据。所测参数可设定上、下报警阈值, 当超过阈值时都能发出声、光报警。仪器进入工作状态后, 主程序首先完成对液晶显示屏的初始化, 然后进入按键扫描状态。主程序流程图如图4所示。

4 实验结果

开机首先出现系统初始化界面, 显示“便携式生理参数监测仪”字样, 然后进行按键扫描。当按下“设置”键时, 在菜单提示下, 可进行温度、脉搏等阈值的设置。当按下“多参数测量”键时, 系统调用各个模块子程序, 分别将测量结果显示在液晶屏幕上。部分实验照片如图5所示。

5 结论

本系统能实时监测锻炼者的脉搏次数、体温变化、跑步步数等多项生理参数, 具有参数设置、液晶显示、声光报警和语音提示等功能, 且具有功耗低、体积小、操作简单等特点, 特别适用于户外锻炼的人群和行动不便的老人随身携带。

参考文献

[1]张培仁, 张志坚, 高修峰.十六位单片机微处理器原理及应用 (凌阳SPCE061A) [M].北京:清华大学出版社, 2005.

[2]陈明等.基于DS18B20数字温度传感器的设计与实现[J].现代电子技术, 2008.08, 271 (8) :188-189.

[3]李文明, 毛晓波.基于C8051单片机的无线心电监护系统设计[J].电子设计工程, 2009, 9, 17 (9) :27-29.

[4]吴刚, 曹玲芝, 崔光照.智能跑步机控制系统设计[J].微电机, 2003, 01, 36 (1) :50-51, 61.

生理参数检测论文第2篇

关键词：番茄侧枝；扦插；可溶性糖；可溶性蛋白；Fv/Fm；Fv/Fo

中图分类号： S641.201文献标志码： A文章编号：1002-1302（2015）09-0194-03

叶绿素荧光动力学是以光合作用理论为基础，利用体内叶绿素a荧光，研究和探测植物光合生理与逆境胁迫关系的理想探针，是近年来在光合作用机理研究中发展的一种新型、快速、简便、准确、无损伤的检测植物光合作用生理状况的新兴技术，研究和探测植物光合生理状况及各外界因子对其细微影响的新型活体测定和诊断技术[1]。近年来，随着叶绿素荧光理论和测定技术的进步，大大推动了光合作用超快原初反应及其他有关光合机理的研究，因而在作物各种抗性生理[2-3]中得到了广泛的应用，显示出广阔的应用前景。

番茄具有较强的分枝和发生不定根能力，根据这一特点，可以利用枝条（侧枝）进行扦插栽培。扦插用的枝条来源广泛，扦插的成活率高，可达90%以上。番茄侧枝扦插育苗较播种育苗具有节省种子、成本低、育苗时间短、管理方便、提高繁殖系数等优点[4]。此外，侧枝扦插属于无性繁殖，是无性繁殖中最简便易行、应用最广的方法，可较好地保持本品种的特性，适宜一代杂种的繁育[5]。本试验在进行了自根苗与侧枝扦插苗的预试验基础上，选出各项指标表现较好的扦插苗进行不同灌溉量试验，探讨不同灌溉量对番茄侧枝扦插苗叶绿素荧光参数级部分生理指标的影响，为番茄侧枝扦插栽培技术筛选出最适宜的灌溉标准。

1材料与方法

1.1试验材料

本试验以春茬种植的“瑞克斯旺409”番茄侧枝为材料。

1.2试验设计

使用扦插育苗技术进行栽培种植[6]。对于春茬番茄应用高密度低段栽培技术，可以促进番茄提早成熟，缩短生育期，控制番茄集中采收期，以期达到高产高收益的目的。选择生长一致、长10～15 cm、具4～5节、生长点完好的侧枝。侧枝基部用刀片呈30°切口切下，将侧枝下部4～5 cm处的叶去掉，每枝顶端留3～4张叶，顶端较大叶片剪去一半。将削切好的番茄侧枝以株距30 cm、行距45 cm的规格扦插到已整理好的试验地中，缓苗后进行处理。共设置25%、50%、75%、常规4个灌水量，根据番茄生育期设定灌水次数为5次。灌水前采样测定各项指标。

1.3指标测定方法

可溶性糖采用蒽酮法[7]测定；可溶性蛋白采用考马斯亮蓝法[7]测定；荧光参数用FMS-2脉冲式调制荧光仪（Hansatech，英国）测定。光下荧光测定：应用开放夹在自然光强下进行，先照射检测光测定稳态荧光（Fs），然后照射饱和脉冲光[12 000 μmol/（m2·s），脉冲时间0.8 s]测定光下最大荧光（Fm′）；打开远红光，同时用黑布快速给叶片和叶夹遮光，5 s后测定光下最小荧光（Fo′）。测定光下荧光参数后叶片暗适应15 min，再测定暗适应荧光参数。通过以上测定的叶绿素荧光参数计算出光系统Ⅱ（PSⅡ）的最大光能转换效率 Fv/Fm、潜在活性Fv/Fo[8-9]。

1.4数据分析

数据采用Microsoft Excel 2003软件进行绘图，用SPSS 16.0软件对平均数用LSD法进行差异显著性分析。

2结果与分析

2.1不同水分处理对番茄侧枝扦插叶片可溶性糖和可溶性蛋白的影响

叶片可溶性糖含量在干旱、高温等胁迫下会增加。由图1可知番茄叶片可溶性糖含量整体呈上升趋势，分别在坐果期和红果期达到最高点。25%灌水量处理在坐果期时显著高于50%、75%处理，但在生长后期呈现急剧下降趋势，表明在较少灌水量处理时番茄侧枝扦插叶片表现出逆境胁迫。可溶性蛋白作为渗透调节物质的一种，它的多少可以用来衡量作物逆境下的受胁迫反应。番茄叶片的可溶性蛋白在坐果期后整体较之前要高，在青熟期时达到顶峰，达到高峰时，50%、75%处理叶片的可溶性蛋白积累量显著大于常规灌水量处理，红果时均呈下降趋势。

2.2不同水分处理对番茄侧枝扦插叶片Fv/Fm和Fv/Fo的影响

Fv/Fm指PSⅡ最大光化学效率，反映了PSⅡ反应中心内原初光能转化效率，Fv/Fo则反映了PSⅡ的潜在活性[1]。它们是表明光化学反应状况的2个重要参数。图2表明番茄叶片Fv/Fm和Fv/Fo在14：00之前呈现下降趋势并在14：00达到最低，在12：00至16：00之间Fv/Fm较低，说明这段时间光

抑制加剧（Fv/Fm值的变化是研究得最为广泛的光抑制指标）。在14：00以后，随着光强减弱、温度降低，Fv/Fm和Fv/Fo逐渐升高，在19：00时基本达到06：00水平，说明番茄叶片光合作用的器官在中午光强和温度较高下其光合活性受到了暂时的抑制，光合器官并没有受到不可恢复的损伤，14：00后随着光强和温度的下降其功能得到完全恢复。可见其中午PSⅡ的功能下调是可逆的，说明这种PSⅡ的功能下调可能是避免中午过大光强伤害的一种适应方式。在14：00时50%处理的Fv/Fm与其他处理间有显著差异（P<0.05），而50%和常规处理的Fv/Fo在14：00和16：00时与其他处理间有显著差异（P<0.05）。

3讨论

叶片可溶性糖含量在干旱、高温等胁迫下会增加，可溶性糖的积累在番茄果实发育的调节中有双重作用：一方面可以降低水势，维持水和溶质向果实流入；另一方面果实中的糖代谢需维持在一个适当水平，运输形成的糖迅速转化，增加溶质浓度，维持低水势；可溶性糖还可尽快转化为不溶性成分或分解消耗，以免产生过度的反馈抑制。由图1可知，番茄叶片可溶性糖含量整体呈上升趋势，分别在坐果期和红果期达到最高点。25%灌水量处理在坐果期时显著高于50%、75%处理，但在生长后期呈现急剧下降趋势，表明在较少灌水量处理时番茄侧枝扦插叶片表现出逆境胁迫。在后期常规灌水量处理的番茄叶片含糖量又急剧上升并在红果期时显著高于其他处理，表明番茄叶片在灌水量充足或过高时也会表现出逆境胁迫；同样表明不只干旱胁迫会造成植株可溶性糖含量的增加[10]，灌水量过大同样会造成植株可溶性糖含量的增加。

可溶性蛋白含量与植物调节细胞渗透势有关。可溶性蛋白含量是植物体代谢过程中蛋白质损伤的重要指标，其变化可以反映细胞内蛋白质合成、变性及降解等多方面的信息[11]。也有研究表明，淹水或干旱等逆境胁迫能抑制蛋白质的合成并诱导蛋白质的降解，从而使植株体内的总蛋白质含量降低[12]。蛋白质含量的降低与植物的衰老密切相关，也是逆境对植物的一种伤害作用。番茄叶片的可溶性蛋白在坐果期后整体较之前要高，在青熟期时达到顶峰。达到高峰时，50%、75%处理叶片的可溶性蛋白积累量大于其他2个处理，说明50%、75%的处理可能对番茄形成了干旱胁迫，使其需要合成较多的蛋白，起到抗脱水的作用。而在红果期时番茄叶片的可溶性蛋白含量又下降，这可能是由于生长后期番茄叶片蛋白酶的活性迅速提高，加快了蛋白质的水解。本试验红果期25%和常规灌水量处理的可溶性蛋白显著低于其他2个处理，结果与上述研究成果相符合。

Fv/Fm指PSⅡ最大光化学效率，反映了PSⅡ反应中心内原初光能转化效率，Fv/Fo则反映了PSⅡ的潜在活性[10]。它们是表明光化学反应状况的2个重要参数。非环境胁迫条件下叶片的荧光参数Fv/Fm极少变化，不受物种和生长条件的影响。遭受光抑制的叶片其参数变化明显，是表示光抑制程度的良好指标和探针[13]。Schansker等发现，Fv/Fm值降低，PSⅡ活性降低，光化学猝灭效率（qP）降低，反应中心开放的比例下降，用于光合电子传递的能量减少[14]。

从图2看出，过高或太少的水分处理都可使Fv/Fm与Fv/Fo比值变低，表明水分胁迫使PSⅡ受到了伤害，降低了 PSⅡ 原初光能转化效率，使番茄叶片PSⅡ潜在活性中心受损，午间光合作用原初反应过程受抑制加重，光合电子由 PSⅡ 反应中心向QA、QB及PQ库传递过程受到影响[15]，叶绿素衰减和光合膜的功能失调也导致PSⅡ光化学活性下调[16]。而适当的灌水量（50%和75%处理）可维持较高的 PSⅡ 潜在活性和PSⅡ光化学最大效率，有利于光合色素把所捕获的光能以更高的速度和效率转化为化学能，从而为碳同化提供更加充足的能量，有利于光合速率的提高。50%处理的Fv/Fm值一直保持在正常范围的0.8左右，并且一天当中的变化趋于稳定，而75%处理除14：00外也基本保持在正常范围的0.8左右。

本试验在已确定番茄侧枝扦插技术的各项优势的基础上，对番茄侧枝扦插进行25%、50%、75%和常规灌水量处理，以期在得到最优效果的基础上达到高效节水的目的。通过对部分生理和叶绿素荧光参数的分析，基本确定50%和75%处理效果较好，所以在应用番茄侧枝扦插种植技术时采取常规灌水量的50%～75%浇灌即可，至于是否可以推广种植还需参考其他指标进行进一步的研究。

参考文献：

[1]张守仁. 叶绿素荧光动力学参数的意义及讨论[J]. 植物学通报，1999，16（4）：444-448.

[2]卢从明，张其德，匡廷云. 水分胁迫对小麦光系统的影响[J]. 植物学报，1994，36（2）：93-98.

[3]罗俊，张木清，吕建林，等. 水分胁迫对不同甘蔗品种叶绿素a荧光动力学的影响[J]. 福建农业大学学报，2000，29（1）：18-22.

[4]刘明启，王焕新. 番茄扦插育苗评价与思考[J]. 科技咨询导报，2007（23）：249.

[5]鲁述霞. 番茄侧枝扦插繁殖技术[J]. 农业科技与信息，2008（21）：47-48.

[6]宋胭脂. 不同扦插基质对番茄成苗的影响[J]. 北方园艺，2005（1）：49-50.

[7]邹琦. 植物生理学实验指导[M]. 北京：中国农业出版社，2000.

[8]Schreiber U，Schliwa U，Bilger W. Continuous recording of photochemical and non-photochemical chlorophyll fluorescence quenching with a new type of modulation fluorometer[J]. Photosynthesis Research，1986，10（1/2）：51-62.

[9]Bilger W，Bjrkman O. Role of the xanthophyll cycle in photoprotection elucidated by measurements of light-induced absorbance changes，fluorescence and photosynthesis in leaves of Hedera canariensis[J]. Photosynthesis Research，1990，25（3）：173-185.

[10]邹琦. 作物抗旱生理生态研究[M]. 济南：山东科学技术出版社，1994：51-56.

[11]邵世光，阎斌伦，许云华，等. Cd2+对条斑紫菜的胁迫作用[J]. 河南师范大学学报：自然科学版，2006，34（2）：113-116.

[12]魏良民. 几种旱生植物碳水化合物和蛋白质变化的研究[J]. 干旱区研究，1991，8（4）：38-41.

[13]许大全，张玉忠，张荣铣. 植物光合作用的光抑制[J]. 植物生理学通讯，1992，28（4）：237-243.

[14]Schansker G，van Rensen J J S.Performance of active photosystemⅡcenters in photoinhibited pea leaves[J]. Photosynth Res，1999，62：175-184.

[15]卢从明，张其德，匡廷云，等. 水分胁迫对小麦PSⅡ的光能转换效率和激发能分配的影响[J]. 生物物理学报，1995，11（1）：82-86.

生理参数检测论文第3篇

近年来,集成电路在医学领域的应用越来越常见[1],特别是在微型化的可穿戴式医疗系统中,用于实时监测人体的重要生理参数,以达到预防高血压、心脏病等重大疾病的目的。光电容积脉搏波(PPG)是人体重要生理信号之一,基于PPG信号的检测,可以得到血氧、无袖带血压以及心率[2]等生理信息,因此被广泛关注。

发光二极管发光照射皮肤表面,发生透射或反射,进而被光电接收器接收,皮肤、肌肉等部分对光的吸收在整个血液循环中保持恒定不变,而皮肤内血液容积在心脏作用下呈搏动性变化,使光电接收器接收到的光强度随之呈脉动性变化,当此脉动的光信号转换成的脉动的电信号,便可反映容积脉搏波血流的变化,即光电容积脉搏波[3]。研究用于PPG信号处理集成电路的设计方法,在不影响人们日常生活的情况下监测人体重要生命信息,不仅对重大疾病的预防、疾病的监控具有重要的实际意义,而且对于集成电路本身,也是其理论和设计方法在低频率、微弱信号领域的完善过程。

在设计用于PPG信号处理的集成电路时必须考虑以下几个问题:首先,来自于光电接收器的信号由一个幅度很小的交流分量和一个幅度很大的直流分量构成,比值在0.001-001 5之间[2,4]。由于幅度差别过大,两部分不能同时被处理,因为较大的直流分量会令放大器饱和。为解决这个问题,可以去除直流分量,或者将直流、交流分离。第二,与电路部分相比,发光二极管(LED)部分占系统功耗的大部分,因此只追求电路部分低功耗,不能对系统功耗有很大改善。因此,为降低系统功耗,LED将由脉冲驱动,这需要与光电接收器连接的前端处理电路具备处理脉冲信号的能力。第三,PPG信号的频率范围在0.5-16 Hz之间,实现其处理电路的全集成化是一个很大的挑战。

PPG信号的交流分量包含很多信息,因此,许多研究中抑制掉直流分量,只保留交流分量,例如近红外心率测量芯片[2]、带直流抑制结构的PPG信号前端处理电路[4,5,6]等。另外,PPG的直流分量对于生理参数的监测也具有重要意义,例如血氧饱和度的检测。所以,本文在直流抑制结构的基础上,设计了新的电路结构,可以分别得到光电容积脉搏波信号的直流、交流部分。基于此PPG信号处理集成电路,可以得到心率、血压、血氧等重要生理信息,可以广泛应用于穿戴式多生理参数检测系统中。

1 电路结构

文章提出的光电容积脉搏波信号前端处理电路的整体结构如图1所示,包括直流、交流分离电路,直流分量读出电路,低通滤波器和矩形波发生电路。

1.1 直流交流分离电路

直流、交流分离电路由跨阻放大器、金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)、采样保持电路和反馈环路中的特殊积分电路构成,如图2(b)所示。电路工作方式为:(1)跨阻放大器将输入电流转化为电压,此电压将被反馈环路中的积分电路以极低的截止频率低通滤波,得到接近直流的信号,使得MOSFET M中的电流频率也接近直流。这样,输入信号的直流分量从M流走,直流交流分量分离。(2)当输入信号变化时,积分电路也将提供给M变化的栅电压,从而实现直流、交流分量的动态分离。

(a)直流分量读出部分(b)直流交流分离部分

反馈环路中的积分电路采用4个串联的MOS-Bipolar器件[7,8]作为高阻值电阻(阻值大于1010Ω),从而使得积分电路的截止频率达到接近直流的10-6Hz。积分电路传输函数可以表示为:

其中,Req是MOS-Bipolar器件的等效电阻,AI是放大器的增益。

带反馈环路的跨阻放大器的传输函数为:

高通截止频率为:

其中,,RF和CF是跨阻放大器的反馈电阻和反馈电容,gM是MOS管M的跨导,IDS是输入直流电流,COX是M的栅氧化层电容,up是MOSFET的沟道表面迁移率。由式(3)可以看到,通过增加Req和CI或者减小gM和RF均可以降低ωHP。但是只有增加Req是可行的,原因如下:(1)为得到足够大的增益,RF不能无限制的减小;(2)在一定的输入电流范围内gM不能大幅度减小;(3)为了减小面积、降低成本,CI应该在200 p F左右。因此,本文采用了MOS-Bipolar等效电阻来实现大的等效电阻。

另外,在本文中LED采用脉冲控制,这样可降低功耗的同时也在光电接收器中产生了脉冲电流。但是,为了将光电容积脉搏波信号的直流与交流分量准确分开[4],需要连续信号,所以加入了采样保持电路来得到连续信号。

1.2 直流分量读出电路

直流分量读出电路包括电流检测单元和跨阻放大器,如图2(a)所示。MOS管M′与M有相同的宽长比,将复制M的电流。共源共栅电流镜用来更准确地复制电流,并且将电流输入至跨阻放大器,从而将电流信号转换为电压信号。跨阻放大器电阻的选择需要考虑到既要避免放大器饱和又要得到足够的增益。

1.3 低通滤波器

在将光电容积脉搏波信号的直流、交流分量分离后,交流分量将通过低通滤波器读出。低通滤波器采用R-MOS-C结构[2],如图3所示,它的传输函数表示为:

截止频率为:

其中,Ra是Ma的等效电阻,滤波器的增益由R2/R1决定,Ma和Mb作为等效的大阻值可变电阻,滤波器的截止频率可以通过改变Ma的栅电压Va进行调节,而Mb的栅电压Vb不会对滤波器的交流特性产生影响,只是影响直流工作点。

1.4 矩形波产生电路

矩形波产生电路如图4所示,包括一个施密特触发器、一个PMOSFET、一个NMOSFET和一个电容。MOS管作为大阻值电阻来降低芯片面积。根据施密特触发器的传输特性,在初始状态VC=0,Vout=VDD。C首先通过MP充电直至VC=VT+,Vout=0,通过MN放电直至VC=VT-,Vout=VDD。

当增加MN的栅电压(VN)时,MN的电流增加,放电时间减少;当增加MP的栅电压(VP)时,MP的电流减小,充电时间增加。从而可以通过改变VN和VP来调节所产生的脉冲信号的占空比。

基于图4所示的电路,可以得到用于单路光电容积脉搏波信号采集或血氧饱和度测量的控制脉冲信号,如图5和图6所示。在血氧饱和度测量中,需要采集在红外/红光下的两路光电容积脉搏波信号,用两路不重叠的脉冲信号控制。SS/H表示图2中采样保持电路的控制脉冲信号,SLED表示LED的控制脉冲信号。

2 仿真结果

两个及四个MOS-Bipolar器件的电流-电压特性曲线如图7所示,可见,此器件具有很大的等效电阻(1010-1011)。并且根据仿真及分析结果,不同宽长比的MOS-Bipolar器件的等效电阻随着宽长比的增加而增加。

低通滤波器在不同Va下的幅频响应曲线如图8所示,可以看到,可以通过改变Va来调节滤波器的截止频率。此外,同样的方法进行仿真及分析,Vb不影响交流特性而只影响直流工作点。

加入滤波器后的输出电压幅频响应曲线如图9所示,对于不同的输入电流直流值,高通截止频率及增益为0.07~0.7 Hz及124~124.4 d B。高通截止频率会略微受到输入电流的影响,因为ωHP=gMRF/ReqCI,gM=[2IDSCOXup(W/L)M]1/2。但是,由于光电容积脉搏波信号也是在一定范围内变化,对于不同人,也会有所不同,所以只需要保证高通截止频率稍低于最低信号频率即可。

对于矩形波发生电路,仿真得到矩形波的低电平及高电平宽度随VN及VP变化的曲线如图10、图11所示。可以看到,当VN为0~0.5 V时,低电平宽度0.45 s~7.4μs,当VP为2.7~3.3 V时,高电平宽度0.96μs~0.45 s。通过调节VP及VN,信号频率变化范围为1.1 Hz~119.6 k Hz,占空比变化范围为2.13×10-6~0.99。

3 结论

本论文提出了一种新的用于光电容积脉搏波信号处理的集成电路结构,可以将光电容积脉搏波信号的直流、交流成分分开。该结构将应用于基于光电容积脉搏波信号处理的可穿戴式多生理参数检测中,例如血氧饱和度、心率、血压等。不仅具有重要的实际应用价值,也对于集成电路设计理论的完善具有参考价值。

参考文献

[1]LI Y,POON C C Y,ZHANG Y T.Analog integrated circuits design for processing physiological signals[J].Reviews in Biomedical Engineering,2010(3):93-105.

[2]WONG A K Y,PUN K P,ZHANG Y T,et al.A nearinfrared heart rate measurement ic with very low cutoff frequency using current steering technique[J].Circuits and Systems I,2005,52(12):2642-2647.

[3]罗志昌,张松,杨益民.脉搏波的工程分析与临床应用[M].北京:科学出版社,2006.

[4]WONG A K Y,PUN K P,ZHANG Y T,et al.A lowpower CMOS front-end for photoplethysmographic signal acquisition with robust dc photocurrent rejection[J].Biomedical Circuits and Systems,2008,2(4):280-288.

[5]WONG A K Y,LEUNG K N,PUN K P,et al.A 0.5 Hz highpass cutoff dual-loop transimpedance amplifier for wearable nir sensing device[J].Circuit and SystemsⅡ,2010,57(7):531-535.

[6]LI Y,WONG A K Y,ZHANG Y T.A fully-integrated transimpedance amplifier for photoplethysmographic signal processing with two-stage miller capacitance multiplier[J].Electronics Letters,2010,46(11):745-746.

[7]DELBRCK T,MEAD C A.Adaptive photoreceptor with wide dynamic range[C].Int.Sym.on Circuits and Systems.London:IEEE,1994.

生理多参数无线监护系统的研制第4篇

关键词：监护仪,生理参数,无线监护,实时监护

0前言

临床上重要的生理参数包括心电、血压、体温、血氧饱和度、呼吸波等, 这些生理参数的监护对一些高危病人的治疗有着极其重要的临床意义[1,2]。目前临床上应用的生理参数监护仪多为床边监护, 对于高危传染病人这种床边监护会给医师带来很多危险, 如2003年的SARS风暴, 许多医生就因为长时间与病人接触而被感染。近年来, 无线网络技术在医院中得到广范应用[3,4,5]。为此, 本文设计了一种基于射频通讯技术的生理多参数无线监护系统, 可以让医生在不进入病房的情况下对病人的多种生理参数进行实时监护, 特别适合高危传染病人的病情监测。

1 系统设计

该系统结构如图1所示, 系统分为病房监护端和医生监护端两部分。病房监护端由生理多参数采集器、笔记本电脑和无线网卡组成, 可进行生理数据的采集、实时显示、无线发送。医生监护端由台式PC机和PCI无线网卡组成, 可实现生理数据的无线接收、实时显示、报警、文件管理等。从病人端采集到的生理数据通过射频无线通讯从病房传输到医生监护端, 并在医生端进行分析处理, 从而实现生理多参数的实时有效监测。

系统软件是在Windows XP操作系统环境下使用Visual Studio 2003集成开发环境中的C#语言进行设计开发的[6], 软件部分分为病房监护端软件和医生监护端软件两部分。在病房监护端可针对包括心电图、呼吸波、脉搏氧容积、血氧饱和度、体温、血压等多种生理参数进行监护, 利用Cardbus无线网卡采用射频方式发送生理数据;医生监护端可利用PCI无线网卡接收生理数据, 并对多种生理数据进行监护、报警、保存。

病房监护端软件可对心电、血氧、血压、体温、呼吸参数进行采集。其中血压测量使用袖带式血压测量法。通过串口发送命令可以完成初始压力设置、血压测量、放气 (中止测量) 和获取测量结果等功能, 可以测量收缩压、舒张压、平均动脉压和实时袖带压力。同时, 血压测量模块发出返回码送入计算机, 以显示血压模块的工作状态和测量结果。测量结果包括收缩压、舒张压和心率, 被显示在相应文本框中。通过软件控制可以选择测量模式、进行校准。心电测量采用5个电极, 可以测量导联Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、a VR、a VL、a VF、V、MCL1的心电信号, 并显示心电波形;同时通过计算电阻抗率可以显示呼吸波形、心率、呼吸率。通过软件控制可以选择心电导联、心电增益、呼吸增益、测量模式。血氧测量采用光电式血氧探头, 可以显示脉搏氧容积波形、血氧饱和度和脉搏氧脉率。

病房监护端和医生监护端软件集成了无线网卡的无线传输功能, 可实现生理多参数的实时发送和接收。同时, 医生监护端软件具有显示、报警、保存等功能。可以对7项生理参数 (心率、血氧饱和度、收缩压、舒张压、动脉平均压、呼吸率、体温) 手工设置报警限, 只要各项参数中超出正常生理参数范围, 系统即自动报警。在医生监护端采用纯文本的XML文件作为数据库, 对病历和生理数据进行本地化保存。图2为病房监护端软件流程图, 图3为医生监护端程序流程图。

2 系统检测及分析

系统研制完成后, 我们对系统的性能进行了测试。为了检验病人端多参数生理监护仪的可靠性, 我们对20个测试者进行了实验检测。同时采用临床使用的多生理参数监护仪 (HY2861B, 无锡海鹰电子医疗系统有限公司) 和本系统对受试者进行检测, 结果如表1所示 (表1见下页) , 对比可见两组检测数据十分接近, 说明本系统可准确的检测生理多参数。

图4和图5分别为系统病房端生理多参数监护界面和医生端生理多参数监护界面。图4上方为菜单栏, 可进行运行、发送数据、停止发送、退出等选择;左侧的三块矩形区域为心电波形、呼吸波形和脉搏氧容积波形的显示区域;右边为心率、ST段、血氧饱和度、血压参数、体温、呼吸率显示框。与病房监护端软件类似, 图5上方为菜单栏, 左侧为波形显示区域;右边多种参数显示框。通过比较发现, 图4和图5中的信号波形相同 (但有一定的延时) , 各种生理数据也相等, 说明生理数据无线传输正确。

3 结束语

本文研制出基于射频通讯技术的多生理参数无线监护系统, 系统分为病房监护端和医生监护端两部分。利用病房监护端可实现对病人的床边多生理参数的实时监护, 若结合使用医生监护端, 可对病人的生理参数进行无线遥测。对于传染病患者, 这种无接触的生理多参数无线监护能给医生带来更多的安全。

参考文献

[1]牛灵芝, 刘贤平.多参数监护仪的发展与应用[J].泰山卫生, 2005, 29 (4) :10-11.

[2]Kumar, A.;Rahman, F.Wireless health alert and monitoring system[C].International Conference on Biomedical and Phara Pharmaceutical Engineering, 2006:241-245.

[3]王玮, 牟鑫, 鲁万鹏.无线网络技术在医院中的应用[J].医疗设备信息, 2006, 23 (5) :47-48.

[4]徐立新, 陈震, 李庆亮.无线数传技术在远程心电监护系统中的应用[J].微型计算机信息, 2005 (21) :729.

[5]Hung K, Zhang YT, Tai B.Wearable medical devices for tele-home healthcare[C].Conference Proceeding IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, 2004:5384-5387.

常用生理参数测量方法的原理及改进第5篇

监护仪是一种可长时间跟踪观察病人一项或多项生理指标的仪器。它多用于病情较重或需要实时监测生理指标的病人。根据可监护的项目多少分为专项监护仪和多功能监护仪;根据体积大小还可分为固定式监护仪和便携式监护仪。现代科技的进步为监护仪的发展提供了广阔的前景,其中微型化已成为现代监护仪发展的重要趋势之一。

首先,随着微电子技术的发展,电子元器件集成度越来越高,功能越来越强大,封装工艺不断革新,使得器件实际尺寸越来越小,为实现监护仪的微型化提供了重要前提。其次,大部分监护仪都是对以下一些主要参数进行实时监测,如心电(ECG)、血压、血氧饱和度(SPO2)、体温监测、呼吸脉率、二氧化碳、PH值、心输出量等监测。上述参数测量部件的微型化设计就成为实现监护仪微型化的重要环节。现主要介绍SPO2、血压、心电参数测量部件的改进方案。

2 主要参数测置

2.1 SPO2的测量

2.1.1 测量原理

SPO2即血氧饱和度,它表示血液中血氧的浓度,是被氧结合的氧合血红蛋白(HbO2)的容量占全部血红蛋白(Hb)容量的百分比,即SPO2=(HbO2/HbO2+HbR)×100%(2.1)

式中HbR为脱氧的或还原的血红蛋白,Hb由HbO2和HbR两部分组成。

传统的电化学法血氧饱和度测量要先进行人体采血,再利用血气分析仪进行电化学分析,在数分钟内测得动脉氧分压(PaO2),并计算出动脉血氧饱和度(SaO2)。这种方法的优点是测量结果精确可靠。但是由于需要动脉穿刺或者插管,此方法的缺点是给病人造成极大痛苦,且不能连续监测,是一种有损伤的血氧测定法。

光学法是一种连续无损伤的血氧测量方法,可应用于急救病房、手术室、恢复室和睡眠研究中。目前采用最多的是脉搏血氧测定法(Pulse Oximetry),其原理是检测血液对光吸收量的变化,测量氧合血红蛋白(HbO2)占全部血红蛋白(Hb)的百分比,从而直接求得SPO2。该方法的优点是可以做到对人体连续无损伤测量,且仪器使用简单方便,所以它已得到越来越普遍的重视。其工作原理如图1所示:

由图可知,当入=805nm时,按照Lambert-Beer定律近似可得下式:

SPO2=A(ΔI'max/I'max)/(ΔImax/Imax)+B (2.2)

只要测定两路透射光最大光强Imax和I'max以及由于动脉波动而引起透射光强最大变化量ΔImax和ΔI'max代入式(2.2)即可计算出动脉血液的血氧饱和度。

2.1.2 测量部件改进

调查发现目前大部分医院采用的血氧探头不易佩戴,易脱落,元件易损坏。探头成本较高,且不易维修。故建议做成指环式血氧探头。该探头采用近红外光波长等于或略大于805nm,红光波长为650nm的发光二极管,配以对应的能包含这两种波长的光敏二极管。

探头分为发射端,接收端和传感器三部分。内部电路由探头连接器,探头电缆和发光二极管构成。该测量方式缩小了探测器的体积,降低了成本,使探头的电路设计也相应的简化了,从而有效的实现监护仪的微型化。经简化后的指环式血氧探头电路结构如图2所示,图左上为发射端,图左下为接收端。V1、V6为发光二极,V2、V5为三极管,V3、V4为二极管。V6发射指定波长的红外光,穿过手指后带着一定的血氧信息由接收端接收,接收端接收的光信号转变为电信号,分时驱动电路让两个发光二极管按一定的时间间隔并以较低的占空比分别发光,信号经过探头电缆传入图右侧的探头连接器,该探头两侧由橡胶膜包裹,防止外部光线等多种信号干扰,提高了测量精度。整个系统根据光二极管发光强度与光电管接收到的透射光的强弱比值可计算出血氧饱和度,其形状类似戒指,能够很方便的戴在病人的手指上,并且不易脱落,从而不会轻易损坏,节省了成本。

2.2 血压的测量

目前,监护仪血压测量大部分还采用袖带式方法。该方法虽操作比较繁琐,难以进行实时动态测量和连续监护,而且体积比较庞大,不利于实现监护仪的微型化。现做如下改进:

改进测量方式,采用动脉容积钳制法,该方法通过手指即可测量,大大减小了传感器的体积,并可以实时测量血压信号,有利于医护人员及时掌握病情变化,作出有效的诊断调整。除此以外,该方式采用红外监测,而且外观和血氧模块较为相似,有望与血氧模块整合,从而进一步实现监护仪的微型化。其原理如图3所示:

在指端带上一个可充气或充液的指套,调节指套的压力值,使血管容积保持恒定,即获得最大脉搏波,此时动脉处于卸载状态。脉搏波的变化由红外光监测,并反馈至气压或液体系统,对指套压力通过电动振荡器不断调整,这样指套压力始终等于动脉压,该压力值由压力传感器测得。

2.3 心电的测量

本文提出的微型心电监护仪是一种专为快速诊断监护设计的心电图仪,由于其测量单一性,对心脏病变具有更大的针对性,它集主机,显示器,电极,导联于一体,使得它的体积大大减少,结构更加精简,信号提取速度更快,操作程序大大简化,一般医护人员可以较快掌握其操作,推广较为方便。整个仪器由5个子系统构成:①模拟子系统;②单片微机子系统;③图形LCD子系统;④电源子系统;⑤键盘子系统。其组成如图4所示。

当电源按键启动后,单片微机根据其从M1中读出的系统指令开始实施全机的管理和控制,单片微机一旦监测到仪器背面(三个弹性固定电极)与人体胸部接触良好,便开始采集来自放大器放大的心电信号ECG,并将获取的ECG信号转化为数字信号,存入M2中,同时送入液晶控制器,在液晶屏上便可动态显示所采集的心电图型和心率数据,一旦仪器背面(三个弹性固定电极)与人体胸部脱离接触,则所显示的心电图形将被冻结并存入M2中。若需要,被保存的心电图型ECG还可以回放显示,也可经单片微机完成脉宽调制及滤波后输出打印。

3 结束语

随着监护仪在临床中越来越广泛的应用,其外形结构和监测功能都发生了很大变化,从根本上突破了传统监护仪的概念限制,新一代监护仪监测参数不断增加,应用领域不断扩大、结构组合更加灵活、网络功能日渐完善、操作界面友好简便成为当今监护仪发展的时代特征。

本文提出的测量方法的改进,经实验证实具有使用方便可靠、外形结构小巧等优点,为便携式监护仪的不断创新发展提供了一种解决思路。但是,笔者只是提出了改进设想,还需要多方面的努力并结合实验,将这些改进方法进一步完善才能最终应用于临床。如何使监护仪监测参数不断增加,结构组合更加灵活、操作界面更加友好简便是我们努力的方向。

参考文献

[1]齐颂扬．医学仪器[M]．第三版．北京：高等教育出版社，1990：103-106．

[2]Tumer,A.P.F.Advances in Biosensors,Vol 2.,1992.

[3]许春向．生物传感器及其应用[M]．第二版．北京：科学出版社。1993：80-86．

[4]余奎，等．现代医学监护仪器的应用特点及发展趋势[J]．医疗设备信息，2003(1)：41-43．

[5]夏黎明，等．多参数监护仪的基本性能及应用[J]．医疗设备信息,2007(10)：56-57．

穿戴式多生理参数监测系统的研究第6篇

随着物质生活水平的迅速提高,许多新的危害人类健康的因素也接踵而来,如心血管疾病、冠心病、糖尿病等,这些已被列为危害人类健康的最主要的疾病。因此,家庭健康监护已成为一个重要课题。目前的生命健康监护仪,体积通常比较大,价格昂贵,且主要应用于医院。为适合普通人群在家庭对身体健康状况的监护要求,我们研究了一种穿戴式多参数健康监护系统。本系统除了具有体积小、使用方便、功能强大等特点,也可作为家庭助理机器人生理监护终端,监测人体的重要生理参数。

1 系统设计

本文采用可穿戴技术,以家庭应用为中心,针对人体生理信号的特点,研究多生理参数无创监测系统。可穿戴技术是将生理信息检测技术和人们日常穿戴的衣物相融合,使其在自然状态下实现生理信息的获取。由于可穿戴技术的衣物和人们穿戴的衣物一样,因而具有很好的人机界面,是一种安全的低生理负荷、低心理负担的检测技术。

本系统实现的主要包括:穿戴式多生理参数监测系统对心电、血糖、血压、体温等生理信号进行连续监测和实时显示,并通过蓝牙模块将采集处理后的数据传输给上位机(可以是中心检测接收器或者家庭助理机器人)。上位机对收到的数据进行分析和存储,并对异常数据进行报警。

2 心电监测

心电监测模块采用穿戴式心电监护技术。把一个便携ECG系统集成在一件上衣上,电极采用新式“纺织式”电极,穿戴舒适、隐蔽性强、电缆线和电路板隐藏在衣服中,对人们的生理和心理带来的负担较小。硬件部分的每一片板都用两个按扣固定在上衣上,以便拆洗。

“纺织式”电极采集到的心电信号经放大滤波后送入微处理器的A/D转换通道,然后由微处理器统进行分析处理并将提取的心率信号实时显示在液晶屏上。“纺织式”电极底部安装气囊,采集心电信号时由微控制器控制气囊充气,从而使“纺织式”电极与人体接触,实现心电信号的采集。

系统将处理后的心电信号传输给上位机,由嵌入在上位机中的微系统进行分析存储,并对异常心电信号进行报警,协助进行相应的紧急处理。

3 血糖监测

目前检测血糖常用的方法是从体内抽取血液进行生化分析,这属于有创伤检测,给病人带来痛苦,容易造成各种体液传染性疾病的传播,不可能进行在体连续检验。用无创性探测技术进行血糖监测不仅可以免除患者的痛苦,还可以提高检测的频率,对血糖浓度进行更紧密控制,因而具有很大潜力。

近红外无创血糖浓度检测方法的本质是在近红外光谱区葡萄糖的C-H、N-H、O-H振动合频和倍频信号提供丰富的信息,根据已知样品的光谱信息和葡萄糖浓度,建立一个数学模型,并利用该模型,根据样品的光谱来预测葡萄糖浓度。近红外光谱测量血糖以朗伯-比耳(Lambert-Beer)定律为基础,利用葡萄糖光吸收特异性来测量,朗伯-比耳定律如公式1。

I、I0分别为入射光强,出射光强;c为物质浓度;d为光穿过物质的路径;ε为某物质的光吸收系数;D为光密度。如果d路径为常数,则物质浓度c与光密度D成正比。如果忽略散射因素,发射光经过测试样本后的吸收表示为公式2。

d为光吸收路径;坠π为波长为λ时的吸收系数,S=d坠x。

由朗伯-比耳定律知,样品的吸光度与其成分的浓度具有线性相关性,本文采用线性偏最小二乘法(PLS)进行线性校正。

血糖监测选择手腕作为检测部位,传感器阵列间隔几次采集不同波长的血糖吸收信息到各自的通道,产生电信号,实现光电转换,完成阵列采样。各通道光电传感器阵列产生的电信号,送往多通道前置放大器进行放大、滤波、积分处理,使信号达到检测识别的幅度和信噪比,然后送入微处理器的A/D转化器实现模拟信号到数字信号的转变,转换后的数字信号由微处理器进行阵列信号的处理,最后输出血糖值。原理框图如图1。

单一光谱的传感器检测范围有限,不能准确检测到葡萄糖含量的光谱信息,因为根据以往的研究,葡萄糖几乎在整个近红外光谱内都有不同的吸收峰值出现。组织中1mmol PL葡萄糖的变化所对应的光谱信息的变化非常微弱,单传感器很难达到要求。

因此我们用了多波长传感器阵列,在多个不同波长的传感器几次探测不同波长范围的葡萄糖吸收光谱,信息互补,然后经阵列信号处理,得出比单一传感器更精确、稳定的血糖值。每个传感器测量的波长范围,在总波段范围内根据葡萄糖的敏感性分段分配。由于阵列技术使各自波长通道的信息分布到各自的传感器,因此由动态范围和光噪声引起的误差问题不会很严重。红外血糖检测的特点之一是连续实时监测,因此传感器阵列设计还要考虑工作期间的响应和温度变化的漂移等因素造成的测量精度的变化,在采用反馈恒流电路稳定红外光源的基础上,在阵列上设有工作状态检测传感器,对温度、样本变异等造成的工作状态漂移进行控制,对工作状态进行校准、监控补偿,使传感器稳定地工作。

4 血压监测

在众多无创血压测量技术中,最有代表性的方法有柯氏音听诊法、示波法和恒定容积法。本系统中的血压监测模块采用的示波测量技术是目前大多数无创自动血压测量装置采用的方法。

本文采用置于上臂的袖带式血压计进行血压监护,其测量模块原理如图2。

由于示波测量技术是目前大多数无创自动血压测量装置采用的方法,技术亦比较成熟,因此本文不作详细介绍。

5 体温监测

体温监测模块中采用红外测温技术。近几十年来,红外技术的研究与应用有了新的飞跃。虽然红外测温技术问世的时间并不很长,但是它安全、可靠、非接触、快速、准确、方便、寿命长等不可替代的优势,已使其得到越来越广泛的应用。

MLX90601系列模块是一组通用的红外测温模块。该模块精度高、体积小,被测物体温度和环境温度能分双通道输出,并且有多种输出接口,在多种精密设备装置中都有广泛应用。MLX90601EKA-CAA温度信号PWM(Pulse Width Modulation)输出的典型周期是102.4ms,每个周期始于一段前向缓冲时间t1,该时间段内输出信号始终为1;t2和t3为有效信号部分;t4为报错信号部分;t5为后向缓冲时间,输出信号始终为0。

温度值计算公式如下。

其中:t为测得温度,Duty Cyle为t2在时序图中所占的百分比,Tmin为设置的温度下限,Tmax为设置的温度上限。

体温监测模块硬件连接电路如图4。

本文中采用定时器0记录一个PWM脉冲的占空数:当H(IROUT引脚输出值)由0变为1时定时器开始计数,当微处理器判断H值由1变为0时,提取TF0、TH0、TL0,计算一个PWM脉冲高电平的时长T1,然后当H值由0变为1时,再提取TF0、TH0、TL0,计算一个PWM脉冲低电平的时长T2,则

代入温度值计算公式中则可以算出测得的温度值。本文中体温监测模块集成在佩戴在手腕上的手表式仪器中,红外感应部件MLX9024对准使用者手腕,测量使用者手腕部的温度,然后由微处理器进行校准,输出体温值并显示在液晶屏上。

6 系统集成

多生理参数监测系统采用可穿戴技术。本系统把传感器融入上衣中,测量血压的袖带设置在上衣左袖的上半部分,测量心电的“纺织式”电极根据需要粘贴在上衣的相应位置上,血糖测量模块、体温监测模块与微控制器集成为一个手表式的仪器,血压袖带和体温检测模块及心电测量与微控制器的连接线缝制在上衣里。

微控制器采用S3C44B0X。S3C44B0X微处理器是Samsung公司专为便携式设备提供的高性能和高性价比的微控制器解决方案,使用32位的低功耗RISC内核ARM7TDMI,在ARM7TDMI核的基础上,扩展了一系列完整的通用外围器件,使系统成本及外围器件数目降至最低。

穿戴式多生理参数监测系统结构框图如图5。

7 结论

本系统作为家庭敏捷助理机器人综合平台的生理监护终端,实现了对包括心电、血压、血糖和体温等生理参数的监护。当监测到异常生理信号时,上位机能根据异常的信号提醒使用者吃药或采取其它医疗措施。该系统具有使用方便、灵活、成本低、体积小、功能强大等特点。随着该系统的不断完善和机器人技术的不断发展,该系统将为家庭助理机器人提供更多更准确的生理信息。随着科技和医疗的发展,当医疗网络和社区医疗完善时,机器人的功能可以进一步扩展,定时将使用者生理信息上传给社区医疗中心,使医生及时掌握使用者的健康状况;在使用者生命危急时,将信息上传给医院服务器,方便医生定位病人的位置,及时给病人进行急救。

摘要：本文研究了一种穿戴式多生理参数监测系统,作为家庭助理机器人生理监护终端,能够实现对心电,血糖,血压,体温等生理参数的无创监测。本系统以家庭应用为中心,体积小,使用方便,灵活,对提高家庭健康保健水平及突发性疾病的急救起着积极促进作用。

关键词：穿戴式,无创监测,心电,血糖,血压,体温

参考文献

[1]Yuansheng Liu,New Blood Pressure Measure Method Basedon Characteristic Point,Electronic Measurement and Instru-ments[C],In:2007.ICEMI'07 8th International Conference.2007:4-327-4-330.

[2]Puurtinen,M.M.,Komulainen,S.M.,Kauppinen,P.K.,etal;Measurement of noise and impedance of dry and wettextile electrodes,and textile electrodes with hydrogel[C].Engineering in Medicine and Biology Society,2006.EM-BS'06.28th Annual International Conference of the IEEEAug.2006 Page(s):6012-6015.

[3]Qi Li;Jingqi Yuan,Development of the Portable BloodGlucose Meter for Self-monitoring of Blood Glucose[C],Engineering in Medicine and Biology Socilogy Society,2005.IEEE-EMBS2005.27th Annual International Confer-ence of the 2005 Page(s):6735-6734.

[4]Led S,Femandez J,SerramoL.Design of a wearable devicefor ECG Continuous Monitoring Using Wireless Technolo-gy[C].Proceedings of the 26th Annual International Con-ference of the IEEE EMBS.September 1-5,2004.3318.

[5]Ottenbacher J,Romer S,Kunze C,et al.Integration of abluetooth based ECG system into clothing[C].Proceedingsof the 8th International Symposium on Wearable Comput-ers.2004.

[6]Blank T B,Ruchti T L,Lorenz A D,et al.Clinical resultsfrom a non-invasive blood glucose monitor[C].Proceedingsof SPIE,2002,4624:1605-7422.

[7]Vidi A.Saptari,Kamal Youce-toumi.Sensitivity analysis ofnear infrared glucose absorption signals toward noninvasiveblood glucose sensing[J].Proceeding of SPIE.2000:4163.

[8]Haaland D.,Robinson M.,Koepp G.Reagentiess near-in-frared determination of glucose in whole blood using multi-variate calibration[J].Applied Spectrsscopy,1992,46(10):1575-1578.

[9]Flaherty et al.Rapid non-invasive blood pressure measuringdevice[P].United.States Patent.2002,0099296 A1.

[10]Sai Kolfunri et al.Physiological-signal-analysis device formeasuring a blood pressure and method[P].United StatesPatent.6394959 B1.

生理参数检测论文第7篇

背囊是军事作训、灾害救援、野外作业与户外活动等相关人员随身携行物资的最基本装备,全球公认的户外顶级品牌Loweaipine、Ospery、Gregory shata、Arcteryx等在早期背囊研发中就首创了具有固定重心作用的胸带、调整容量的侧面伸缩带、个性化腰带、高张力尼龙材料等多项技术发明,并一直致力于工艺技术的提高和完善,其中加拿大的Arcteryx具有业界户外工业领域领跑者的国际共识,美国军方装备的多款背囊也是由Arcteryx设计并控制生产质量的。目前,利用负荷条件下模拟行走生理学、生物力学、肌电信号、人体运动捕捉、主观症状感受等多种人体工效学的测量评价方法已成为背囊研究的热点,对于优化其基本技术参数与携行结构设计,提升外界环境、人体生理特征适应性具有十分重要的意义。

国外,Mao等[1]对负荷背囊受试者肩部肌肉氧化作用、皮肤血液流量及痛感与携行质量之间的相关性进行了定量研究,应用近红外光谱和激光多普勒血流仪分别测试肩部肌肉氧化作用和皮肤微血管血液流量,实验结果显示较重负荷会造成肩部肌肉氧化作用和皮肤微血管血液流量减少,而受试者痛感增加。Drain等[2]针对从事军队、消防职业人员的特殊体力要求,提出了一种测试负荷背囊作业人员最大疲劳耐受时限的评估模型,研究者试图通过准确预测受试者负荷携行耐受时限的最大值,帮助指挥人员完善计划方案,在保障完成任务的同时将作业人员潜在的健康危险降至最小。Yoo等[3]选择硬地和沙地2种路况条件下,分别负荷ALICE和MOLLE 2型军用背囊,针对受试者步态动力学进行了研究:沙地携行时,受试者步态常会出现瞬时外展内收,且负荷ALICE较MOLLE更易使受试者步态外展内收;硬地携行时,受试者步态对下肢则会造成较大的垂直力、制动力和推进力。实验结果表明沙地携行存在潜在的用力过度和跌倒损伤,硬地携行则会增加足劳损及出现水疱的风险。Dagge等[4]总结了关于军用单兵携行系统生物力学方面最新研究的进展及成果,作者运用整体观点,试图以“艺术”作品的状态,围绕单兵携行装置阐述了优化负荷分布、分散应力及降低体能消耗等诸方面改进思路及方法,以期完善现有单兵携行装备,使之负荷更多、更适体。

国内,陈裴然等[5]采用问卷调查、统计分析、NIOSH提举指数等评价方法,通过对手工提举作业的频率、高度、负荷、姿势和移动距离等多种因素的工效学实验研究表明,这些评价方法可应用于对长期从事手工搬运作业人员可能导致的肌肉骨骼疾患等职业病危害的分析评价。谌玉红等[6]考察了负荷携行背囊条件下模拟行走过程中受试者生理、生物力学信号及主观疲劳感知变化特征,探索了导致负荷行走疲劳的相关因素,证明肩部拉力、压力与负荷量的相关性较强,可作为评价疲劳的重要指标。魏高峰等[7]针对一种卫生勤务背囊进行了典型携行步态条件下运动捕捉测量实验研究,模拟正常行军与急行军条件下受试者步态运动学数据、骨骼肌肉系统动力学数据。军事医学科学院卫生装备研究所田丰等[8]选择国内外4种典型的军用卫生背囊,模拟5.5 km/h行军速度,测试受试者血氧饱和度、心率、呼吸频率、氧耗量、躯干倾角、躯体症状感知等生理参数指标,分析比较了囊体携行结构适体性程度。

本文在相关携行卫生装备人体工效学研究[9]基础上,进一步合理调整了试验方法,一方面通过耐受时限确定合理试验时间,保障受试者体力恢复;另一方面根据不同生理指标分别进行试验前后、试验过程中的连续测量。主要针对静态条件下肺活量指标变化,动态条件下心率、血氧饱和度指标变化,运动前后动脉血压、背力指标变化与躯体症状感知等进行人体工效学综合评价,旨在优化新研急救背囊的结构设计。

1 试验内容与方法

1.1 试验内容

(1)静态条件下,受试者背负急救背囊前、后肺活量的变化。

(2)受试者背负急救背囊持续进行跑台运动耐受时限的情况。

(3)受试者背负急救背囊进行跑台运动前、后背力、血压指标的变化。

(4)受试者背负急救背囊进行跑台运动过程中不同时间点心率、血氧饱和度的变化。

(5)受试者背负急救背囊进行跑台运动后疲劳感知情况,考察运动后受试者躯体整体和各部位症状感知与程度,评价急救背囊结构设计对受试者躯体综合影响。

1.2 试验样品

试验样品选用我军代表性的6种型号急救背囊,其外形尺寸和携行结构均有各自特点,基本技术参数与编号见表1。

表1中AⅠ号、AⅡ号、BⅠ号、BⅡ号是新设计研发的急救背囊,作为主要评价对象;C号、D号是已定型的急救背囊,作为对照样品。其中,AⅠ号和AⅡ号、BⅠ号和BⅡ号为同类勤务功能的急救背囊,为客观分析试验结果,新研急救背囊设置了2种质量,其质量分别与C号、D号急救背囊相同。

1.3 受试对象

选择与实际使用急救背囊的医护人员年龄相近的科研人员10名,均为男性,年龄25~35岁,身高(169.0±5.0)cm,体质量(65.0±5.0)kg,身体健康。

1.4 测试方法

通过随机分组将10名受试人员进行编号,使6种型号的急救背囊每人均背负1次,每人每次背负1种型号的急救背囊进行跑台运动,跑台速度8 km/h,跑台坡度5%,进行2种形式的运动试验:持续运动致疲劳的耐受运动试验、30 min定时运动试验。受试者背负急救背囊在跑台上运动速度达到8 km/h时开始计时。对受试者各项指标的测量按下面要求进行:

(1)肺活量测量:跑台运动前,在背负急救背囊前、后2种情况下分别测量。

(2)耐受时限评价:受试者背负急救背囊在跑台上进行持续运动致疲劳的耐受运动试验,持续运动至疲劳的时间为耐受时限。疲劳评价标准判定如下(达到任意一条即可):主观体力感觉等级(rating of perceived exercise,RPE)量表(疲劳感知分级表)达到19以上;躯体局部关节肌肉酸痛无法继续坚持跑台试验;动态心率测量连续2次达到180次/min以上;血氧饱和度测量连续2次在90%以下。

(3)背力、血压、心率、血氧饱和度测量:受试者背负急救背囊进行跑台运动,背力测量时间点为初始、30 min定时试验后,血压测量时间点为0、30 min,心率、血氧饱和度测量时间点为初始、0、30 min。其中,初始是指静止背负急救背囊状态,0 min是指背负急救背囊跑台运动开始后、运动速度达到8 km/h开始计时的状态。

(4)疲劳感知分级测评:受试者背负急救背囊进行30 min定时运动试验,完成后,依据个人整体和躯体各部位症状主观感受,指认RPE量表,填写疲劳感知分级调查表。

1.5 数据处理

采用方差分析比较6种急救背囊相同指标的差异。在无明显差别(P>0.05)的情况下,根据数值趋势,数值最不利于人体工效学的急救背囊给6分,依次类推,数值最利于人体工效学的急救背囊给1分。综合各指标总分,总分越低,急救背囊的结构越符合人体工效学设计。

2 结果

2.1 静态背负急救背囊前、后肺活量变化

肺活量大小在一定意义上反映了受试者呼吸机能的强弱,影响肺活量的因素很多,如肺扩张受限可使肺活量减小。该测试考察背负急救背囊后受试者肺扩张是否受限,若肺活量明显减小,可能导致受试者出现限制性通气障碍。

肺活量测试结果如图1所示,背负前后的肺活量差(背负后肺活量值-背负前肺活量值)体现出急救背囊对受试者胸廓的压迫程度,肺活量差越小说明背囊对胸廓的压迫程度越小,舒适性越好。测试结果显示,各型号急救背囊背负舒适性程度由好到差依次为BⅡ号、AⅡ号、AⅠ号、BⅠ号、D号、C号。

2.2 耐受时限评价

疲劳是一种心理状态,是受试者的主观感受,是人体自身适应环境的防御机制的一种保护性生理反应。受试者以一定速度持续跑台运动一段时间后,会产生疲劳,一方面机体因氧消耗增大得不到充分能量,出现肌肉乏力现象;另一方面,由于缺氧,机体产生大量的乳酸并在体内积累(疲惫状态:p H值=7.34~7.38,危险状态:p H值≤7.33或≥7.45),造成细胞代谢不可或缺的钾离子大量外流,影响肌细胞功能,表现为受试者肌纤维收缩力下降。受试者在跑台运动中RPE量表、关节肌肉酸痛、动态心率、血氧饱和度任一指标达到疲劳评价标准,或主观感受达到一定疲劳程度,主动要求中止跑台试验,此时记录的试验时间为该受试者的耐受时限。

耐受时限长短直接反映了受试者对急救背囊的生理负荷大小以及舒适性感受,耐受时限越长,表明受试者的生理负荷越小,舒适性越好。如图2所示,试验结果显示,各种型号急救背囊耐受时限依据时间长短依次为BⅡ号、AⅡ号、BⅠ号、AⅠ号、D号、C号。

2.3 跑台运动前、后背力变化

受试者的背力可作为全身肌肉的代表性指标,跑台运动前、后各测量1次,通过受试者背力变化可考察受试者对不同急救背囊的适体性和疲劳状。背力测试时受试者姿势对测量结果有较大影响,要求不能屈肘、屈膝,应两臂伸直,掌心向内紧握背力计握柄,两腿伸直,上体绷直抬头,尽力做背伸动作,此时记录的最大值为受试者背力。

受试者背力测试结果如图3所示,背负不同急救背囊跑台运动后,受试者的背力均有一定程度下降,背力差(运动后背力值-运动前背力值)由大到小依次为C号、AⅠ号、D号、AⅡ号、BⅠ号、BⅡ号。受试者背力值下降越多,表明其体力消耗及疲劳程度越大。试验结果显示,对受试者背力影响较小、比较符合人体生理特点的卫生背囊是BⅡ号。

2.4 跑台运动前、后动脉血压差变化

通常情况下,人体血压正常值范围为:收缩压90~140 mm Hg(1 mm Hg=133.322 Pa),舒张压60~90 mm Hg。运动时,动脉血压升高,且与运动的方式、强度和持续时间密切相关,这主要是由于人体心脏输出量的增高所致。

受试者跑台运动前后动脉血压差变化如图4所示,跑台运动开始计时(0 min),受试者脉压差值相近;背负急救背囊运动30 min后,测试数据显示不同型号急救背囊对受试者的脉压差影响程度不同。试验结果显示,受试者脉压差由小至大依次为BⅡ号、BⅠ号、D号、AⅡ号、AⅠ号、C号。脉压差越大,表明受试者体力消耗越大,因此BⅡ号急救背囊体力消耗相对较小,C号急救背囊体力消耗相对较大。

2.5 跑台运动过程中心率变化

心率是反映劳动强度及生理负荷的生理指标,受试者背负急救背囊的运动心率越高,表明受试者劳动强度及生理负荷越大。

注:1 mm Hg=133.322 Pa

心率是反映机体内代谢情况一个非常灵敏的生理指标,试验结果如图5所示。跑台运动30 min时,受试者背负不同急救背囊的运动心率由低到高依次为BⅡ号、AⅡ号、BⅠ号、AⅠ号、C号、D号。试验结果表明,BⅡ号急救背囊对受试者的体力劳动强度及生理负荷影响相对较小。

2.6 跑台运动过程中血氧饱和度变化

血氧饱和度是反映机体供氧是否正常的重要参数,是人体血液中与血红蛋白实际结合的氧气占血液中血红蛋白能结合氧气的最大百分比,其数值大小反映体力消耗情况,血氧饱和度数值越低,反映受试者体力消耗越大。

试验结果如图6所示,受试者背负急救背囊之前,血氧饱和度几乎一致,跑台运动30 min后,血氧饱和度则有明显降低。不同急救背囊的血氧饱和度变化幅度不同,由小到大依次为BⅡ号、AⅡ号、BⅠ号、AⅠ号、D号、C号。试验结果表明,背负BⅡ号急救背囊对受试者体力消耗与疲劳程度影响相对较小。

2.7 跑台运动后疲劳感知测评

RPE量表可用来测试受试者在跑台运动过程中自我疲劳感知程度的大小,该方法于1962年由瑞典科学家Borg提出,经大量实验被证明是一种较科学、简易、实用的主观用力评分方法。RPE量表中的15个点中有不同的运动感觉特征,而设定的9个运动感觉特征均具有相应分值,分值大小与受试者跑台运动强度和疲劳程度有较好的相关性。

试验结果如图7所示,疲劳感知数值反映了受试者跑台运动中疲劳程度的大小,数值越高疲劳程度和体力消耗越大。运动30 min时的测评结果显示,不同急救背囊的疲劳感知分数数值有一定差别,疲劳程度由小到大依次为BⅡ号、D号、BⅠ号AⅡ号、AⅠ号、C号。试验结果表明,背负BⅡ号急救背囊的受试者疲劳程度相对较小。

2.8 跑台运动后受试者躯体局部症状情况

对受试者采取调查问卷形式,分析背负急救背囊跑台运动后躯体局部症状的情况。图8是背负不同急救背囊时受试者肩部、腰部、背部、腿部主观感受和对行军速度、姿势及平衡能力的影响,图9是背负不同急救背囊时对受试者躯体综合症状的影响。

如图8、9所示,受试者经过30 min跑台运动后,不同急救背囊对躯体痛感症状、疲劳及行军等影响程度不同。综合分析肩部肌肉疲劳、肩部痛、腰背部肌肉疲劳、腰背痛、腿部肌肉疲劳、腿部肌肉痛、行军速度、行军姿势和平衡能力等9种因素,影响程度分值越高,表明该型号急救背囊引起受试者的生理不适程度越重。不同急救背囊对受试者躯体症状影响程度由小到大依次为BⅡ号、BⅠ号、AⅡ号、C号、AⅠ号、D号。测试结果与主观用力测评结果表明,BⅡ号急救背囊结构设计较符合受试者躯体生理特点。

2.9 急救背囊结构设计合理性分析

对受试者采取调查问卷形式,分析跑台运动后对不同型号急救背囊结构设计合理性方面的主观感受,图10为受试者对不同型号急救背囊质量、高度、宽度、肩部附着、腰背部附着、晃动、背带等指标参数与结构设计合理性的主观感受;图11为受试者经过跑台运动后对不同型号急救背囊结构设计合理性的综合主观感受。

如图10、11所示,受试者经过30 min跑台运动试验后,对不同型号急救背囊结构设计合理性程度主观感受不同,并以打分的形式完成调查问卷,所得分值越低,表明该背囊结构设计合理性程度越好。通过综合分析不同型号急救背囊基本参数与结构设计方面等7种因素,符合人体生理特点程度由大至小依次为BⅡ号、BⅠ号、AⅡ号、C号、AⅠ号、D号,其结果与主观用力测评结果一致。

2.1 0 急救背囊结构设计人体工效学综合分析

综合分析急救背囊各项测试结果,详见表2。BⅡ号急救背囊分值最低,因此该急救背囊结构设计在6种试验样品中最符合人体工效学。

分

3 讨论

受试者背负6种不同型号急救背囊进行跑台运动试验,首先进行耐受时限测试,并以此为依据科学合理确定试验时间,保障受试者体力恢复,尽量减小体力对试验结果的影响。通过对背力差、脉压差、肺活量差、血氧饱和度、心率、疲劳感知、人体症状影响程度、设计合理性等测试数据的综合分析和评估,我们得出了急救背囊符合人体生理特点程度的排序依次为BⅡ号、AⅡ号、BⅠ号、D号、AⅠ号、C号(AⅡ号、BⅠ号评分相同,但AⅡ号负荷重排名靠前),在6种不同型号急救背囊中BⅡ号结构设计最佳。对照组C号、D号急救背囊外形为长方体,配有2条L形肩带、单手提把及与囊体缝合连接的2段腰带及外挂带,结构简洁实用,但也存在不足:一是未考虑我国成年人身高尺寸差异,携行结构不能根据背负者身高适当调节;二是携行背带为软质材料,虽适体性较好,但通透性较差,长时间负荷被汗液浸湿的背带会引起受试者背部和腋窝不适。针对以上问题,新研急救背囊携行结构设计并引入了较先进的支架式背负系统,主要包括:轻质合金材料定制的具有背部曲线的“V”形支架;可沿竖直方向分段调节的尼龙搭扣和锁止带;肩部、胸部与腰部调节带。以上改进在跑台运动试验中得到了验证,受试者给予了充分肯定。试验结果表明,新研急救背囊携行结构的改进对不同身高、体型人员的贴合程度、稳定性和舒适性均有一定提高,使之设计更加科学合理,对囊式装备负荷结构优化设计具有重要的科学意义和现实意义。

同时,在跑台运动试验中也发现了一些新问题,在结构设计中为提高急救背囊适体性和稳定性,在肩部、胸部与腰部均设计并缝制了多条不同长度的调节带,受试者反应调节部分结构有些繁杂。另外,受试人员模拟一定行军速度对急救背囊进行跑台运动试验的耐受时限与负荷量密切相关,设计增加的调节带较多,则囊体质量会有一定增加,又反过来影响受试者的舒体性和稳定性。本评价中采用方差分析了6种急救背囊的相同指标,结果差异均无统计学意义(P均>0.05),主要原因是参试人员数量、测试次数可能较少,下一步需考虑完善相应试验方法,提高急救背囊的人体工效学评价水平。

参考文献

[1]MAO C P,MACIAS B R,HARGENS A R.Shoulder skin and muscle hemodynamics during backpack carriage[J].Appl Ergon,2015,51:80-84.

[2]DRAIN J,BILLING D,NEESHAM-SMITH D,et al.Predicting physiological capacity of human load carriage-a review[J].Appl Ergon,2016,52:85-94.

[3]YOO B,KIM S,MERRYWEATHER A,et al.The effect of carrying a military backpack on a transverse slope and sand surface on lower limb kinetics[J].Jes Ergonomics,2015,51(Supplement):S398-S403.

[4]DAGGE R,FILGUEIRAS E.Military weight transportation systems:a biomechanical and design based approached review[J].Procedia Manufacturing,2015,3:6 075-6 078.

[5]陈裴然,黃德寅,张倩,等.手工搬运作业人体工效学评价方法实例应用[J].中国工业医学杂志,2014,27(2):83-86.

[6]谌玉红,郑捷文,李晨明.不同负荷模拟行走时的生理、生物力学信号分析[J].北京生物医学工程杂志,2014,33(6):603-608.

[7]魏高峰,舒展,任秋实,等.典型携运行步态下卫勤背囊运动捕捉测量实验研究[J].中国数字医学,2014,9(1):75-78.

[8]田丰,杜振杰,刘长军,等.基于生理参数的囊式卫生装备人体工效学评价研究[J].包装工程,2016,37(3):66-70.

生理参数检测论文第8篇

目前, 市场上有关人体生理参数监护设备主要应用于医院, 并且其操作复杂、价格昂贵, 无法达到心血管疾病早期诊断和预防的目的[3]。并且随着心血管病人的逐年增加, 在医院的生理参数监护已满足不了不断增加的病人, 所以使病人能够在家里就能得到医疗监护的网络化设备是目前的迫切需求[4]。

该文针对以上所述的生理参数监护设备的现状及市场需求, 研究了一种基于W i n d o w s C E操作系统的网络化人体生理参数监护系统。该系统以集成有W i n d o w s C E操作系统的智能手机为核心, 将人体生理参数信息通过G P R S/Internet传输到远程监护中心, 远程监护中心对各生理参数进行分析, 若发现异常数据则进行报警, 从而实现心血管疾病的早期诊断和预防[5]。

1 系统总体设计

基于Windows CE操作系统的网络化人体生理参数监护系统由穿戴式测量仪器, 手持终端, 远程监护中心三部分组成, 图1为系统组成结构示意图。其中穿戴式测量仪器以穿戴衣为载体, 直接采集人体心电、血压和心率等生理参数信息, 并通过无线蓝牙通信方式将生理参数信息实时传输到手持终端;手持终端由集成有Windows CE操作系统的智能手机组成, 其功能是暂存生理参数数据并将其通过GPRS/Internet网络传输到远程监护中心;远程监护中心由带有固定IP的服务器组成, 负责分析生理参数并给出分析意见。

2 人体生理参数监护系统手持终端软件设计

手持终端智能手机的操作系统为Windows CE, 它是微软公司专门针对移动平台开发提出的解决方案, 是一个开放的操作系统, 开发者可以基于Windows CE平台开发自己的应用程序。

人体生理参数监护系统手持终端软件是用Visual C#语言在Visual Studio 2008平台上开发的, 软件包括两个模块, 各模块的操作界面如图2所示。

连接服务器模块:主要实现与远程监护中心建立Socket通信连接。首先输入服务器的I P地址和端口号 (这里默认为2000) , 然后创建套接字Socket并调用其Connect方法来连接服务器, 连接之后通过N e t w o r k S t r e a m将用户名密码写入网络传输给服务器并调用Network Stream.R e a d方法来读取服务器返回的信息, 如返回的信息为“o k”则程序进入数据传输模块。

数据传输模块:主要实现生理参数数据的无线网络传输功能。首先调用File Stream方法来打开需要传输的txt格式的生理参数文件, 然后调用Network Stream.write方法将数据写入网络流传送给服务器, 服务器返回“o k”则发送成功。

3 人体生理参数监护系统远程监护中心端软件设计

远程监护中心端软件是用Visual C#语言开发的Windows应用程序, 主要由网络传输模块和数据库管理模块组成。其操作界面如图3所示。

网络传输模块:与手持终端建立无线网络连接, 接收其发送的生理参数数据。网络传输模块采用Socket通信, 远程监护中心与手持终端采用客户机/服务器模型。由于服务器采用一对多的通信方式, 为防止当有多个终端同时和服务器进行通信时发生信息阻塞, 以保证通信的实时性和可靠性, 程序中使用多线程技术来处理服务器与每一个终端的连接[6]。

数据库管理模块:主要用于存储不同用户的生理参数信息, 以便查阅分析。选用SQL Server作为后台数据库, 采用ADO.N E T技术实现病人基本信息的保存, 新用户的注册, 病人错误信息的删除及病人心电图的显示等功能。图4为数据库管理模块操作界面。

4 系统测试及结果分析

系统测试分为两个部分:手持终端功能测试和远程监护中心通信功能测试。

4.1 手持终端功能测试

手持终端软件在Visual Studio 2008平台提供的智能设备仿真管理器中进行多次运行, 结果完全符合设计要求, 并通过Active Sync同步软件, 将软件安装到智能手机中进行实际应用, 生理参数显示界面如图5所示。

4.2 远程监护中心通信功能测试

手持终端通过GPRS将生理参数数据传输至远程监护中心, 远程监护中心可以同时接收多个用户信息。图6所示为远程监护中心生理参数接收界面。

通过以上环节的测试, 证明了本系统已基本达到了设计时的功能需求, 可以实现人体生理参数的实时监护。

5 结语

基于Windows CE操作系统的网络化人体生理参数监护系统, 通过实时采集人体生理参数, 并通过GPRS/Internet网络传输至远程监护中心, 对人体各生理参数进行分析来实现心血管疾病的诊断和预防, 为家庭和个人提供了一种新型的网络化健康监护仪器, 在市场上将会有良好的应用前景。

参考文献

[1]吴宝明, 聂祥飞, 朱新建, 等.基于H P C的社区医疗系列监护设备的研制[J].中国医疗器械杂志, 2002, 26 (5) :326-328.