便携式监护仪范文

便携式监护仪范文（精选5篇）

便携式监护仪 第1篇

1 从概念上区别便携式床边监护仪和麻醉监护仪

便携式床边监护仪是设置在床边并且与病人相连的监护仪, 它可以检测血压、心电、体温、呼吸和心功能等各种生理参数。它又可以具体分为单参数床边监护仪和多参数床边监护仪。单参数床边监护仪能够对患者施行实时、连续的监测, 并予以显示。如果患者的心率、心电等方面出现异常时, 会自动发出警报, 它的特点是应用微型计算机做数据处理, 并依据建立起的数理模型做出诊断;多参数床边监护仪基本上是运用插件式结构, 它的配置相对独立并且非常灵活, 通过改变其中的设置, 既可以做为床边监护仪, 又可以做为中心监护仪。

麻醉监护仪是用于吸入式全身麻醉的一种仪器, 它采用半导体气敏元件, 经过化学透析膜作气敏选择, 能方便快捷的测出不同麻醉气体。它的特征在于半导体气敏传感器由半导体气敏元件焊接在一个陶瓷片上, 陶瓷片与金属圆筒紧密配合, 并运用硅橡胶密封连接, 金属圆柱筒的另一端用两层化学透析薄膜中间隔着一层玻璃砂芯组成。它是麻醉必须使用的重要工具, 它可以向病人提供氧、吸入麻醉药以及进行呼吸管理。它有四个基本功能:其一, 必须能够提供输送气体的动力, 代替人体呼吸机的工作;其二, 他必须要满足呼吸代谢的需要, 提供适量的潮气量或通气量;其三, 它供给的气体要经过加温和湿化, 代替鼻腔功能, 而且要供给高于空气中的氧量;其四, 他要能产生一定的呼吸节律, 以代替人体呼吸中枢神经支配呼吸节律的功能。它主要由气体供应输送系统、麻醉气体挥发罐、呼吸回路系统、呼吸机、安全监测系统和残气清除系统、麻醉信息系统等组成, 它的存在大大提高了医疗机构的工作效率。

2 从用途上区别便携式床边监护仪和麻醉监护仪

便携式床边监护仪必须24小时不间断的监护病人的生理参数, 反应变化趋势, 表明具体情况, 供医生进行治疗, 它的存在大大减少了并发症的发生, 达到了缓解并消除病情的目的。他对生理参数的监护主要包括以下几个方面:其一, 对心电的监护, 心电图是监护仪器最基本的监护项目之一, 它是通过电极获得心电信号;其二, 对呼吸的监护, 它通过热敏式或阻抗式方法监护病人的呼吸频率;其三, 对心输出量的监护, 它通过某种方式, 将一定量的指示剂注射到血液中, 经过在其中的扩散, 测定指示剂的变化来计算心输出量;其四, 对脉搏的监护, 它运用光电容积式脉搏测量方法, 反映动脉血管的容积变化, 即脉搏的变化。除此之外, 它还对心率、体温、血气、有创血压、无创血压等方面进行监护。它的这种全方位的监护, 可以让病人更快更好的恢复健康。

麻醉监护仪能够在患者实施麻醉后, 准确的判断患者是否处于清醒、浅麻醉、镇静、深度麻醉以及脑电活动消失等状态, 同时还能反映患者从清醒到到深度麻醉的全过程。它有较高的可控性, 在麻醉手术还没开始时, 它能非常清楚的指示患者的麻醉深度, 而且能很好的预测患者麻醉状态的变化, 以及及时有效地处理。它可以很好地解决全身麻醉较深和较浅的问题, 并且数值波动较小, 数据处理迅速, 检测费用较低, 能够抵抗高频电刀、超声电刀的干扰。

3 从使用方法上区别便携式床边监护仪和麻醉监护仪

便携式床边监护仪要避免频繁的开关仪器, 因为在开关机器的瞬间会产生很大的电流, 会对机器造成冲击, 影响机器的寿命;它要带单独的接地线, 以此保证电器的安全;要保证监护仪使用中的通风散热, 不能靠墙太近, 也不能在监护仪上放置影响散热的物品;同时要减少因仪器报警引起的噪声, 尽量调低报警音量, 为患者创造安全舒适的环境, 以此减少患者不必要的恐慌心理;当传感器安装到监护仪上时, 要仔细的对准定位槽, 不能强插, 避免插头内的插针变形;血氧探头要避开在强光下使用, 以免强光对血氧的测量产生干扰导致测量不准;同时如果能看到发光管亮, 但是却测不出血氧值, 要使用酒精棉球擦拭发光管和接收管, 这样就可以解决问题。

麻醉监护仪要防止电波受到干扰, 要远离干扰电波的物品;同时要注意传感器是否性能良好, 连接是否正常;要检查活瓣的运动、回路漏气扭曲与否以及呼吸机的工作状态;在使用前要做安全检查, 主要有以下几个方面:紧急通气装置是否完好, 检查高压系统和低压系统, 检查呼吸环路, 检查手控和自动机械通气系统以及单向阀, 检查所有监护仪的定标及其报警上下限, 并且检查机器的最终状态。只有做好全方位的检查并明确使用方法, 机器的使用效率才会大大提高。

4 结语

要了解不同的监护仪不同的用途和使用方法, 普及监护仪的使用, 了解使用过程中容易出现的问题以及解决措施, 这样才能使我国的医疗设备不断完善, 医疗机构的效率不断提高。长此以往坚持下去, 病人的并发症将会大大减少, 治愈率将会显著提高。

摘要：随着社会的进步和医疗设备的不断完善, 监护仪将会被更快的普及开来, 成为病房最常见的医疗设备。但目前来看, 监护仪的种类众多, 而且不同的监护仪有不同的使用方法以及注意事项, 导致人们对它们的了解与认识非常少。下面我们以便携式床边监护仪和麻醉监护仪为例, 具体分析它们概念上的不同, 用途上的差异, 以及使用方法上的区别。借此普及监护仪的知识, 为以后监护仪产生更大的作用打下坚实的基础。

关键词：监护仪,用途,使用方法,区别

参考文献

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[2]宋春晖.腰椎间盘摘除术中俯卧位对患者呼吸的影响及护理[J].解放军护理, 1999 (4) .

便携式监护仪 第2篇

1便携式多参数监护仪结构原理

便携式多参数监护仪的基本结构框,见图1。

2便携式多参数监护仪的常见故障处理

2.1电源模块故障

2.1.1故障现象

打开电源开关,监护仪液晶显示屏和电源指示灯不显示,监护仪不能开机。

2.1.2故障分析

监护仪不能开机通常是由电源线损坏或接触不良、保险丝烧断、电源模块或显示模块故障引起的。

2.1.3故障处理

检查电源线和电源开关均正常且保险丝未熔断,初步认定电源模块有问题。监护仪的电源模块有两部分组成: 1外接的开关电源,将交流电转换为直流电;2内部电源电路,用于输出各模块需要的工作电压。拆开监护仪,用万用表分别测量开关电源与内部电源电路的输出电压,发现开关电源有输入电压但无输出电压,更换开关电源后开机测得各电压均正常,故障排除。

2.2显示模块故障

2.2.1故障现象

打开电源开关,电源指示灯亮,显示屏黑屏,近距离仔细观察显示屏看不到波形和数字。

2.2.2故障分析

造成显示屏黑屏的原因主要有:1电源板与显示板、 主板与显示板和显示板与液晶显示屏的连接排线接触不良; 2电源板输出电压异常,无法为显示电路提供正常的工作电压;3液晶显示屏损坏[3]。

2.2.3故障处理

打开机器后盖,用万用表测量电源板的输出电压与显示板的输入电压均正常,排除电源板故障和电源板与显示板连接排线接触不良问题,此时检查主板与显示板和显示板与液晶显示屏的连接排线,发现显示板与液晶显示屏的连接排线有一处脱落,将连接线焊好,安装好监护仪后重新启动,故障排除。

2.3心电模块故障

2.3.1故障现象

人体正确连接心电电极后,监护仪提示“无信号接收” 或“电极脱落”,无法测出心电图。

2.3.2故障分析

监护仪提示“无信号接收”或“电极脱落”,一般是由电极脱落、损坏或心电模块故障引起的,可借助心电模拟信号发生器进行检测[4]。

2.3.3故障处理

对于无法测出心电图的故障,首先需将监护仪监测模式设为模拟方式,利用监护仪的固有心电图波形模拟显示, 发现有模拟的心电图波形显示,排除心电模块故障,初步估计故障出在仪器外围附件。经检查发现心电导联线接头与仪器接口连接良好,用万用表检测心电导联线未发现断裂,此时判定故障可能是由心电模块与显示模块不能良好的通讯引起的,拔下其连接排线,清理表面的氧化层,重新插上后,故障排除。

2.4血氧模块故障

2.4.1故障现象

在正常开机状态下,无血氧饱和度波形和数值显示。

2.4.2故障分析

无血氧饱和度波形与血氧数值数字显示,一般是由于血氧探头损坏或血氧模块故障导致[5]。

2.4.3故障处理

在检修前先将监护仪菜单中实时监测转换为模拟方式, 利用仪器固有血氧饱和度波形和脉搏模拟显示,有血氧饱和度波形和脉搏模拟显示,说明故障点不在血氧饱和度模块。接通血氧探头,探头指示灯亮,用万用表检查发光二极管和接收管的数值,发现发光管数值正常,而接收管数值错,此时用小刀小心切开接收管指套口接线处,找到断处, 重新焊好,故障排除。

2.5血压模块故障

2.5.1故障现象

正确安装袖带后测量血压,监护仪提示“袖带漏气”, 无法测量血压值。

2.5.2故障分析

此故障通常是由管道漏气、血压模块充气泵或放气阀故障和血压测量模块故障导致[6]。

2.5.3故障处理

监护仪测量血压时,袖带内压力达到一定数值后开始不断的充放气,随后提示“袖带漏气”,由此可以确定故障不是由袖带和血压导气管漏气引起的。取下血压导气管并堵住其连接口,发现血压气泵还在工作,初步确定故障可能是由血压泵、电磁阀或内部管路漏气引起的。拆开监护仪,检查血压模块的内部管路,未发现漏气,气泵也正常工作。用万用表测得两电磁阀的供电电压正常,怀疑是电磁阀放气速率和放气量未达到标准,检查发现有一个电磁阀里面有结晶体及水痕,用万用表测得该电磁阀的电阻阻值为无穷大,判定该电磁阀烧坏,更换电磁阀后血压测量正常,故障排除。

2.6报警故障处理

常见的报警有误报警和故障报警两种,误报警主要由医护人员误操作、患者姿势不当和报警上下限设置不合理引起[7],这里主要分析引起监护仪故障报警的原因。在维修及使用中常遇到的报警故障有以下几种:

(1)心电导联脱落报警,引起该报警的原因主要有电极脱落、导联线与电极连接脱离、干线与导联线脱落、干线与主机端口脱落、心电导联线内导丝断裂。

(2)有心电图但不显示心率的报警,如果选择心率来源是血氧容积波,可能为血氧探头未接或损坏;如果选择心率来源是心电图,可能是心电信号过高或过低,观察困难, 从而无法显示正确心率。

(3)只有泵充气而无法测血压引起的报警,通常由选用错误测量模式、袖带漏气、与袖带连接的管道接头漏气、 袖带过松、管道打结等原因引起报警。

(4)血氧饱和度传感器脱落报警,血氧探头的插头和主机面板“血氧”插孔插接不到位是引起该报警的主要原因。

3维修经验总结

本文详细分析了便携式多参数监护仪的常见故障和报警并给出了相应的解决方法,如图2所示,让维修人员能够根据实际情况有目的地分析判断和有效排除故障[8]。

4结论

微型便携式心电监护仪的实现 第3篇

关键词：心电监护,滤波,蓝牙协议

引言

便携式心电监护仪[1]将心电监护从病床、医院扩展到社区、家庭, 是实施心电远程监护的重要设备, 由于心电信号是一种典型的人体生理信号, 信号微弱、不稳定、易受外界环境干扰, 而且便携式心电监护仪是在监护对象日常活动中采集信号, 如何在环境复杂、移动频繁的情况下, 克服人体移动和外界环境对信号的干扰, 更是便携式心电监护仪在实现上的一个难题。

在详细研究各类解决方案的基础上[2,3], 作者设计一种便携式心电监护仪, 在心电信号处理方面, 软硬件结合, 电路滤波和数字滤波相配合;在信号传输方面, 采用蓝牙方式实现采集的心电信号到数据分析端 (智能手机等) 的传输;为方便使用, 本系统采用了标准I导联法进行信号采集。

系统设计与实现

本文提出的便携式心电监护仪, 逻辑结构如图1所示, 主要包括心电调理模块、中心控制模块和蓝牙通讯模块, 系统采用标准I导联方式获取监测对象心电信号。心电调理模块主要完成信号的增益、带通滤波和A/D转换;中心控制模块负责信号的数字滤波及处理、通讯数据组织和其他模块管理;蓝牙模块则负责把处理后的心电信号发送到数据分析端 (智能手机等) , 由手机完成心电数据的特征提取、分析和诊断。

心电调理模块设计

心电调理模块主要分为信号采集电路和右腿驱动电路两部分。

(1) 信号采集电路

由高通滤波器和低通滤波器组成, 主要滤除0.05Hz-100Hz以外频段的噪声。其高通滤波器采用简单的CR无源高通电路, 它能有效隔断直流通路, 消除基线漂移;低通滤波器为一个有源二阶低通电路, 它能对0.05Hz以下频率进行有效衰减, 同时能够提供高输入, 低输出阻抗。左右臂采集到的信号分别通过带通滤波, 差分接入一个高精度A/D转换, 由于采用差分输入, 心电信号经过的电路又对称, 抵消了共模干扰, 提高了共模抑制能力。

(2) 右腿驱动电路

右腿驱动电路 (图3) 的工作原理是将由人体体表获得的共模电压通过负反馈放大的方式输回人体, 从而达到抵消共模干扰的作用。它从根本上抑制人体共模电压的干扰, 同时取消了人体接地, 消除了心电电极和电力线之间电容耦合产生的位移电流流经人体的危害。

心电滤波算法

在采集到的人体心电信号中, 交流电50Hz工频干扰是一个主要的干扰源, 同时人体的运动, 周边环境干扰等因素也很容易产生脉冲噪声和其他白噪声。在心电调理电路中, 我们只设计了一个简单有源带通滤波器, 完全依靠这个模拟滤波器, 很难得到理想的信号。因此在本系统中我们主要采用数字滤波方法完成对心电信号的滤波。在实际应用中, 所面临的随机扰动往往不是单一的, 有时既要消除脉冲干扰, 又要作数据平滑。因此常把前面所介绍的两种以上的方法结合起来使用, 形成复合滤波。在本系统中, 对于50Hz的工频干扰, 我们采用FIR数字滤波器[6~7], 对于脉冲扰动干扰, 则采用限幅滤波, 然后把过滤后的信号再进行加权递推平均滤波进行平滑。

50Hz工频干扰滤波算法

软件滤除50Hz工频干扰的方法有许多种, Levkov滤波法, 简单整系数带阻滤波器, 自适应陷波器[8]和自适应相干模板法是四种常见处理方案[9], 但是计算量大, 很难达到实时处理要求。本文对简单FIR滤波器进行改进, 通过窗函数法结合零极点调整法[10]来确定相关参数。

采用窗函数法设计一个35Hz的FIR低通滤波器。选用Hann窗口对理想滤波器的单位脉冲响应进行截断, 采样频率设为200Hz。为了满足滤波器的线性相位特性, 窗函数长度L必须为奇数 (L=7) 。对零极点进行分析和计算。根据其幅频特性曲线可调整该滤波器的零极点分布图, 把单位圆上角度为正负88/100*π角度的两个零点移动到单位圆上角度为正负π/2上传递函数为:

其中z0, z1, z2, z3为复数, 表示滤波器零点位置。单位圆上正负π/2的两个零点可以确定分子多项式的一项为 (z2+1) , 设另一项为 (z2+xz+y) , 根据相位特性h (n) =+h (N-1-n) , 即 (z2+1) * (z2+xz+y) 所得到的系数要对称, 从而可以求出y=1, x可以为任意的实数, 为了计算方便, x取整数, 不断调整x, 观察它的幅频特性, 同时调整K值, 最后得到传递函数为:

在该公式中, 分子项数很少, 而且可以通过移位指令得到, 计算方便, 适合单片机处理。它的幅频特性曲线如图4, 从中可以看出在50Hz处有超过60dB的衰减, 可以很好地去除50Hz工频干扰信号;相频特性曲线如图5, 从该图中可以看出该滤波器具有线性相位特性。

脉冲噪声滤波

便携式心电监护仪是在监控对象移动过程中实施监控, 因此信号中存在着随机脉冲干扰, 造成测量信号的严重失真。对于这种随机干扰, 限幅滤波是一种十分有效的方法。其基本方法是通过比较相邻 (n和n-1时刻) 的两个采样值yn和, 如果它们的差值过大, 超出了参数可能的最大变化范围, 则认为发生了随机干扰, 并视后一次采样值yn为非法值, 应予剔除。yn作废后, 采用递推方法, 由 (y-1、y-2时刻的滤波值) 来近似推出y_n, 其相应算法为:

式中, a表示相邻两个采样值之差的最大可能变化范围。

上述限幅滤波算法很容易用程序判断的方法实现。

应用这种方法时, 关键是a值的选择。过程的动态特性决定其输出参数的变化速度。通常按照参数可能的最大变化速度Vmax及采样周期T来决定a值, 即

在正常心电信号中, 其波形相对稳定, 可预测性强, 所以限幅滤波是比较适合的。

加权递推平均滤波法

算术平均滤波法和递推平均滤波法中, N次采样值在输出结果中的比重是均等的, 即1/N。用这样的滤波算法, 对于时变信号会引入滞后, N越大, 滞后越严重。为了增加新采样数据在递推平均中的比重, 以提高系统对当前采样值中所受干扰的灵敏度, 采用加权递推平均滤波算法。越接近现时刻的数据, 权取得越大。

式中, C0, C1, …, CN-1, 为常数, 且满足如下条件:

常系数C0, C1, …, CN-1选取有多种方法, 其中最常用的是加权系数法。设τ为对象的纯滞后时间, 且

则

在这里τ值要相对大些, δ相对小些, 给予新的采样值的权系数就较大, 从而提高了新的采样值在平均过程中的地位, 比较适合心电信号中P、R波较为陡削的波形特点。

心电数据传输

为了携带的方便性, 以及现在智能手机对蓝牙支持的普遍性, 本系统使用蓝牙实现心电数据的传输, 为兼顾数据传输可靠性及传输效率, 本系统采用基于定长数据帧的数据传输方式, 每一帧包含:帧序号, 心电数据、CRC校验三部分。在系统中, 采用环形队列存储帧数据, 数据组程序负责把采集到的心电数据组装成帧数据。发送程序主要是完成环形队列中帧数据的发送, 并对接收方要求重发的帧, 按照帧序号进行重发。接收程序除了接收数据外, 还要检查之前的帧是否接收成功, 对于接收失败的帧要求重发。

系统实现与结果

上述各算法, 在作者已经实现的便携式心电仪器中, 已经得到应用。整个仪器的体积只有20mm x 20mm大小, 功耗不到1W, 中心控制模块采用运算能力较强的32位的单片机。数据通过蓝牙发送到智能手机和PC上。图6为心电数据处理效果, 波形质量得到较大提高。

在对数据传输协议的测试中, 表1为在不同环境下, 简单通讯和采用本文协议通讯情况的比较。

通过比较可以看出, 本文协议很大程度上提高了数据通讯可靠性。

结语

本文描述了一种便携式心电监护仪设计和实现方案, 重点讨论了信号处理和基于蓝牙的数据传输。系统实现的效果说明, 该仪器具有良好的实时性和可靠性, 在家庭保健, 社区服务领域具有一定的实用价值。

参考文献

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便携式监护仪 第4篇

21世纪我国将面临人口众多、交通拥挤、医院容量有限等一系列严重的社会问题,远程医疗技术的发展已成为医疗领域的热门话题,它可望为我们提供一个缓解上述问题的有效途径[1]。我们知道人体心脏是疾病的高发部位,心脏病是威胁人生命安全的一种常见病症,它可能在没有任何前期反应时突然发作。在1999年全球因心脏疾病而死亡的比率为30%[2],特别是一些老年人,一般患有慢性疾病,心脏状况需要监控。随着科技的不断创新发展,国内外已经研制出许多种可移动心电监护仪,但是这些心电监护仪大多数是点式可移动设备,是最简单的远程医疗形式,其工作原理是:在特定时间或按下信号按钮“时间记录”后,对病人进行记录,然后通过公共电话网络(Public telephone network,PTN)将这些记录传送到控制中心[3、4]。考虑到许多病人发病不是在特定时期内,病人需要进行不间断监护,我们决定结合当前移动通信系统,研究一种新型的基于GPRS通信的心电监护仪。这种新型的心电监护仪具有很大的潜力[5,6,7,8],能够实现病人的实时监护,在情况危急时可以及时联系医疗服务中心。

1 系统设计

无线心电监护仪由心电信号采集部分、MCU控制部分、人机接口部分(键盘和LCD)、无线通信部分、电源部分等组成。无线心电仪系统结构如图1所示。

无线心电监护仪的工作原理如下:人体心电信号经过导联电极由低噪声、高输入阻抗、高增益、高共模抑制比的生物信号前置放大器进行放大和滤波,由单片机自带的A/D转换器将模拟心电信号转换成数字信号,并检测QRS波统计心率。发射模块配备了按键输入;段码LCD显示屏显示心率和模块工作情况。心电数据通过GPRS无线模块传输给远程服务器进行后续处理。

1.1 心电信号采集与调理

1.1.1 心电信号前置放大

可采集的心电信号是心脏的动作电位产生的。心壁收缩产生的动作电位将电流从心脏传遍全身,传播电流在身体的不同位置产生不同的电位,可由电极通过使用金属和盐制成的生物变送器在表皮感应到。此电位是一种带宽为0.05Hz~100Hz(有时高达1k Hz)的AC信号。存在更大的外部高频噪声加50Hz/60Hz干扰的正常模式(与电极信号混合)和共模电压(所有电极信号共有)时,它的峰至峰值一般约为1m V。

共模电压部分由两个部分组成:(1)50Hz或60Hz干扰;(2)DC电极偏移电位。生物物理带宽范围内的其它噪音或更高频率来自移动伪像,移动伪像会改变皮肤电极接口、肌肉收缩或肌电图峰值、呼吸(可以是有节奏的或无节奏的)、电磁干扰(EMI)以及源自输入耦合的其它电子器件的噪声。有些噪声可借助高输入阻抗仪器放大器(INA)消除,这种放大器可消除两种输入常见的AC线路噪声,并放大输入中存在的剩余不规则信号;共模抑制比(CMRR)越高,噪声抑制就越高。

仪表放大器基本要求:低增益下的稳定性(G为1~10)高共模抑制(CMR)低输入偏置电流(IB)。在此要求下,选择使用ANALOG DEVICES公司的仪表放大器AD8221。

AD8221主要有如下特点:具有优异的交流特性,共模抑制比高,当G为1V/V时,共模抑制比最小为80d B;优异的直流特性,最大输入失调电压为25μV;最大输入失调电压温漂为0.3μV/℃;最大失调电流为0.4n A;噪声非常低,在频率为0.1Hz~10Hz时,仅有0.25μV的输入噪声;增益可由单一电阻进行控制为1~1000V/V。由于AD8221具有低失调电压、低失调电压温漂、低增益漂移、高增益精度等特点可广泛用于精确数据采集、生物医学信号分析和航空航天仪器系统中。

1.1.2 心电信号二级放大与滤波

因为人体的个性差异及导联粘贴的位置不同,采集到的心电信号幅值会有较大差异,所以通过数字电位器控制前置放大的放大倍数,使放大后的心电信号有较一致的幅值。数字电位器选用MAXIM的MAX5413,电阻大小在0~10kΩ可编程控制。

运算放大器选用TI的OPA2348,OPA2348是2运放,OPA2348具有以下特点:45μA供电电流,轨到轨输入输出,2.1到5.5V供电,封装尺寸也很小,可应用于电池供电的便携式医疗仪器中。使用OPA2348的一颗运放做二级放大和低通滤波,另一颗运放做高通滤波,保留.05~100Hz的心电信号。

1.2 处理器(MSP430F449)

MSP430通过自带的ADC采集心电数据,监控电源,处理按键输入,驱动LCD显示,驱动无线模块完成无线通信。根据系统的需要和成本的考虑,选择MSP430F449。

处理器选择使用TI的MSP430X4XX系列低功耗微处理器。我们选择使用MSP430F449,具有60K Flash,2K RAM,工作电压为1.8~3.6V,包含集成的LCD控制器,在工作模式下电流<1m A,在睡眠模式下电流仅仅有1μA,是手持的低功耗测量和医疗仪器应用的理想选择。

系统使用MSP430F449的12-Bit A/D转换器(内部参考电压、采样保持和自动扫描)采集调理好的心电信号,采用单通道、单次转换和定时器触发的工作方式对心电信号进行模数转换,采样频率设置为512 Hz。

使用定时器按采样频率的速度在LCD上描点并连接就能得到心电波形。可以看到,原始数据的波形还是带有一些高频噪声(如图2),采用FIR低通滤波滤除高频噪声后能够得到很干净的心电波形数据(如图3)。最后使用FIR高通滤波,去掉基线漂移可能引起的误差后,使用阈值探测和时间窗口得到每分钟的心率数据(如图4)。

1.3 无线发射模块

微处理器采集的心电数据通过GPRS模块发射到远程服务器。微处理器与无线模块的物理接口为RS232,通过AT命令控制GPRS模块的应用。无线模块采用Sony Ericsson的GR47作为主芯片。很多GSM模块可以通过GSM/GPRS直接接入互联网,如果模块上没有TCP/IP协议栈,它则必须在其应用或外围的微处理器中体现。索尼爱立信GR47/48模块正是一种内置TCP/IP协议栈的模块之一,为开发基于GSM/GPRS网的TCP/IP应用提供了一套完整工具。其机对机通信商业解决方案(M2mpower Business Solution)是一个强有力的支持环境,专为促进提高成本效益比率的无线机对机应用的研发而设计。M2mpower使开发者通过运用特定的开发工具,能够更容易地将无线应用直接嵌入兼容的索尼爱立信机对机产品中。M2mpower与可编程无线器件GR47/48一同被引入,其脚本语言是建立在工业级ANSI C语言的基础之上,使开发者将现有的应用可以平滑地转换到M2mpower。

GR47/48模块具有的功能:其TCP/UDP会话可以通过一个命令启动;它还提供为统一资源定位器(URL)查询IP地址的功能;最有用的特点之一是IP服务器侦听功能,该功能允许通信模块启动与网络的对话,例如,一个被分配的IP地址无需连接任何部分,只要等待该单元接收一个基于IP的连接引入请求,即可实现。

1.4 电源管理

由于GPRS通信消耗较大电流,所以无线心电仪采用三节Ni MH电池输入。电源管理部分,选用TI的BQ2002T Ni MH电池充电管理芯片实现充电功能;选用TI的TPS61026输出3.3V电源,使用MAX1687得到负电源轨。

BQ2002T是TI公司的低价格、CMOS的电池充电管理芯片,能为多节Ni MH或Ni Cd电池充电。TPS61026是TI公司的DCDC,具有96%的效率,输入电压0.9~5.5V,输出电压为3.3V时,最大输出电流为1.5A,满足GPRS通信的需要。

2 结论及展望

本文介绍了基于GPRS的一种便携式心电监护仪的设计,它将心电图仪、高效的数据处理模块、GPRS调制解调器集中在一起。其优点:

(1)它可对病人进行方便、安全、可靠的全程监护。无线通讯采用GPRS网络,它具有永远在线的特点。无论何时病人感觉不适或心律异常,他的心电图信号都会被传到医疗中心加以分析。而以前的心电监护仪是无法实现实时监控的功能的。

(2)通过这种新型仪器,在接收端,一个监护站可以同时监护多个不同的病人,可以大大提高医疗工作的效率,提高医疗资源的利用率。随着科技的不断发展,我们还可以将最新的移动通信技术3G标准引用到这个系统中来。这样,可以大大提高数据传输的速度及抗干扰能力,使得监护效果不断增强。

当然,这套系统还有许多的不足:

(1)服务器端工作站软件的设计还需不断改进,尤其是对多用户的同时监护及对被监护病人心电波形异常的报警。

(2)在服务器端监护的医生的支持还需加强。这套系统暂时只能做为临床医生的辅助工具,还不能代替医生作出诊断。因此,服务器端医生诊断能力的高低及对这套系统的掌握程度直接影响到系统功能的发挥。

(3)这套系统是需要大量的配套设施支持的,以一个医院为单位来运行这套系统,可能无法发挥它的最大功效。

在其他许多文章中,提到过以一个地区为单位建立一个远程医疗监护中心,将这套系统归为远程医疗监护中心的一部分来运作,会有较好的效果。所有这些都是我们在下一步研究工作中要改进的地方。相信有一天无线心电监护能为人类战胜心脏疾病做出重要的贡献。

参考文献

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家庭便携监护设备的低能耗设计 第5篇

通常测量设备使用电池独立工作, 具有便携性, 且需要和处理主机之间无线通讯。处理主机负责接收测量信息, 并存储、分析和传送到后台服务器, 相对固定, 可以使用市电供电。

我们将从三方面来阐述测量设备的低功耗设计, 这三方面包括: (1) 降低无线通讯功耗, (2) 锂电池电量最大化使用, (3) 嵌入式程序的低功耗模式设计。

2 降低无线通讯功耗

现今众多的无线传输技术, 诸如蓝牙、wifi, 各有优缺点。比如蓝牙, 人们在使用过程中, 发现蓝牙技术尽管有许多优点, 但仍存在许多缺陷。对工业, 家庭自动化控制和工业遥测遥控领域而言, 蓝牙技术显得太复杂, 功耗大, 距离近, 组网规模太小等。本系统首选采用zigbee网络技术, Zigbee技术的出现为传感器信号的无线传输提供了新的解决方案。Zigbee节点有几十米的覆盖范围, 且可以增加路由节点, 扩展覆盖范围, 因此适用于家庭住宅。同时由于生理监护信号的数据传输流量不大, 传输速率为250kbps的Zigbee能够满足生理数据传输要求。Zigbee传感节点可自由灵活地加入和离开网络, 具有低功耗和低成本的特点。

Zigbee无线传感器网络的上述特点使其在个人生理信号监测和远程家庭监护方面将有很好的应用前景。本文在分析Zigbee无线传感器网络技术的基础上, 对其在移动监护的应用进行了研究。

2.1 选择星形网络

如图, zigbee一般有星形结构和网格结构以及族状结构, 视不同的应用环境选择不同的网络形式, 在家庭监护中, 我们应采用星形机构。

星形拓扑是由中央节点和通过点到点通信链路接到中央节点的各个站点组成, 中央节点执行集中式通信控制策略, 因此中央节点相当复杂, 而各个站点的通信处理负担都很小。

星形拓扑结构具有以下优点: (1) 控制简单。在星形网络中, 任何一站点只和中央节点相连接, 因而媒体访问控制方法很简单, 致使访问协议也十分简单。 (2) 故障诊断和隔离容易。在星形网络中, 中央节点对连接线路可以逐一地隔离开来进行故障检测和定位, 单个连接点的故障只影响一个设备, 不会影响全网。 (3) 方便服务。中央节点可方便地对各个站点提供服务和网络重新配置。

2.2 自动入网, 永远在线

Zigbee网络的组建既可以由主节点发起, 也可以由子节点自动申请, 模块间还可以通过重新寻找通信对象, 确定彼此间的联络, 对原有网络进行刷新。这就是zigbee的自组织网技术, 它可以保证zigbee相对来说永远在线, 也就可以保证通讯的即时和可靠。

双唤醒机制

Zigbee模块, 在无任务时就进入深度睡眠, 功耗非常低, 只有两种方式可以唤醒, 一是当测量设备发起通讯的要求时, 一般要由若干特定的又不是有效的数据作为前导, zigbee瞬间唤醒, 接下来才进行有效数据的传输;二是空间存在与本机有关的信令时唤醒, 这些信令有可能是下行数据的传输或者网络维护的命令, 通常这些时间都很短, 处理结束后, zigbee很快又进入深睡眠状态。

3 锂电池电量最大化使用

便携设备一般采用锂电池供电, 要保证锂电池电量的最大化使用, 首先要用合理的方式给里电池充电。在各种充电电池里, 锂电池的充电属于很简单的了, 比镍镉、镍氢电池要简单太多了。

锂电池的充电方式是限压恒流方式。充电开始时, 应先检测待充电电池的电压, 如果电压低于3V, 要先进行预充电, 充电电流为设定电流的1/10, 一般选0.05C左右。电压升到3V后, 进入标准充电过程。标准充电过程为:以设定电流进行恒流充电, 电池电压升到4.20V时, 改为恒压充电, 保持充电电压为4.20V。此时, 充电电流逐渐下降, 当电流下降至设定充电电流的1/10时, 充电结束。

一般锂电池充电电流设定在0.2C至1C之间, 电流越大, 充电越快, 同时电池发热也越大。而且, 过大的电流充电, 容量不够满, 因为电池内部的电化学反应需要时间。就跟倒啤酒一样, 倒太快的话会产生泡沫, 反而不满。

术语解释:充放电电流一般用C作参照, C是对应电池容量的数值。电池容量一般用Ah、m Ah表示, 如M8的电池容量1200m Ah, 对应的C就是1200m A。0.2C就等于240m A。

图2是锂电池典型充电曲线图:

要保证锂电池电量的最大化使用, 其次必须用正确的方式放电。对电池来说, 正常使用就是放电了。锂电池放电只需要注意很少的几点:第一, 放电电流不能过大, 过大的电流导致电池内部发热, 有可能会造成永久性的损害。在手机上, 这个倒是没有问题的, 可以不考虑。第二, 绝对不能过放电!锂电池最怕过放电, 一旦放电电压低于2.7V, 将可能导致电池报废。好在锂电池的电池内部一般都已经装了保护电路, 电压还没低到损坏电池的程度, 保护电路就会起作用, 停止放电。

从图3典型放电曲线图上可以看出, 电池放电电流越大, 放电容量越小, 电压下降更快。因此要保证锂电池电量的最大化使用, 我们还要重点考虑这个电压的问题。

另外除了电池本身的原因, 电路的额外开销的压降也会导致电池的单次使用时间缩小, 譬如电源开关的压降、稳压芯片的压降。一般的机械波动开关, 使用一段时间后, 接触电阻会增加到几时欧姆, 到电路的电流较大时, 就会有零点几伏的压降, 这将导致后端电路电压下降, 从而导致设备无法工作。因此, 使用电子开关是理想的选择, 且要选用压降很小的管子。2AP9最典型低压降二极管, 在开关管的选择上, 要选用背靠背的功率Mos FET。稳压芯片是一般嵌入式电路里必不可少的器件, 选用CYT系列的稳压芯片, 压差最低可达0.2V。这样就可以最大的减少电路上的压降损耗, 充分的使用锂电池的电量。

4 嵌入式的低功耗模式设计

MCU面临的又一挑战是对产品电池续航能力的要求。“便携式”通常意味着设备由电池供电。通常情况下, 新增加的功能会产生更多的功耗, 但是开发人员在设计便携式医疗设备时不能要求终端用户使用又大又重的电池, 也不能要求他们频繁更换电池。

MCU应当支持三方面的低功耗策略:主动模式下功耗低、待机模式下功耗低以及处于主动状态的时间少。在大部分时间内, 便携式医疗设备将处于关断或低功耗状态, 因此, MCU也将处于关断或低功耗状态。不过, 不使用设备时, 一般会维持时钟/日历或闹钟等功能。尽管主动功耗至关重要, 但是最小唤醒时间是延长电池寿命的关键。MCU设计人员必须找到一种唤醒MCU时钟和模拟电路的设计方法, 实现快速测量, 然后使MCU返回到低功耗状态。例如, 使用ADC测量电压需要参考电压, 而通常情况下该参考电压需要几十毫秒的时间打开并稳定, 然后才能进行测量。在这个过程中, MCU处于上电状态, 一直在耗电。

单片机系统的功耗是否只是由单片机的功耗决定?回答是, 以单片机为核心构成的系统, 其系统的总能耗是由单片机能耗及其外围电路能耗共同构成。为了降低整个系统的功耗, 除了要降低单片机自身的运行功耗外, 还要降低外围电路的功耗。

所以我们需要从硬件和软件两方面入手。在选择CPU内核时切忌一味追求性能。选择的原则应该是“够用就好”。8位机够用, 就没有必要选用16位机。一般来说, 单片机的运行速度越快, 功耗也越大。一个复杂的CPU集成度高、功能强, 但片内晶体管多, 总漏电流大, 即使进入STOP状态, 漏电流也变得不可忽视;而简单的CPU内核不仅功耗低, 成本也低。

应选用低电压供电的系统。低电压供电可以大大降低系统的工作电流。目前单片机从与TTL兼容的5V供电降低到3.3V、3V、2V乃至1.8V供电, 降低单片机的供电电压可以有效降低其功耗。供电电压降低也是未来单片机发展的一个重要趋势。

当然还应该选带有低功耗模式的系统。低功耗模式指的是系统的Idel (闲置) 、Stop (停止) 和Suspen (暂停) 模式。处于这类模式下的单片机功耗将大大小于运行模式下的功耗。

另外, 要用合适的时钟方案。时钟的选择对于系统功耗相当敏感, 有两方面的问题要注意:

其一、系统总线频率应当尽量低。单片机内部的总电流消耗分为:运行电流和漏电流。单片机集成度越高, 环境温度越高, 漏电流也越大。单片机的运行电流几乎和其时钟频率成正比。降低时钟频率, 就可以有效降低单片机的功耗。

其二、关于时钟方案。是否使用锁相环, 使用内部振荡器还是外部振荡器。现代单片机普遍使用锁相环技术, 使单片机的时钟频率可以由程序控制。单片机使用外部较低的振荡器, 通过软件控制, 系统时钟可以在一个很宽的范围内调整, 得到比较高的总线时钟。使用锁相环会带来额外的功耗。单就时钟方案来讲, 使用外部晶振且不使用锁相环是功率消耗最小的一种。有的单片机带有内部时钟, 也可使用外部时钟。这可以根据实际系统的需要使用双时钟:一个高速时钟和一个低速时钟。处理事件时使用高速时钟, 空闲时使用低速时钟。这钟双时钟系统可以有效地降低功耗。

应用软件设计, 用“中断”代替“查询”。在没有要求低功耗的场合, 程序使用中断方式还是查询方式并不重要。但在要求低功耗场合, 这两种方式相差甚远。使用中断方式, CPU可以什么都不做, 甚至可以进入等待模式或停止模式;而查询方式下, CPU必须不停地访问I/0寄存器, 这会带来很多额外的功耗。

用“宏”代替“子程序”。子程序调用的入栈出栈操作, 要对RAM进行两次操作, 会带来更大的功耗。宏在编译时展开, CPU按顺序执行指令。使用宏, 会增加程序的代码量, 但对不在乎程序代码量大的应用, 使用宏无疑会降低系统的功耗。

尽量减少CPU的运算量。减少CPU的运算工作量, 可以有效地降低CPU的功耗。减少CPU运算的工作可以从很多方面入手:其一, 用查表的方法替代实时的计算。其二, 不可避免的实时计算, 算到精度够了就结束, 避免“过度”的计算。其三, 尽量使用短的数据类型, 例如, 尽量使用字符型的8位数据替代16位的整型数据, 尽量使用分数运算而避免浮点数运算等。其四, 让I/O模块间歇运行, 即不用的I/O模块或间歇使用的UO模块要及时关掉, 以节省电能;不用的I/O引脚要设置成输出或设置成输入, 用上拉电阻拉高。

5 结语

本文主要从降低无线通讯功耗、最大化使用锂电池电量、嵌入式程序的低功耗模式这三方面来阐述了家庭监护测量设备中的低功耗设计, 在实际设计中, 还有其它方面需要兼顾低功耗设计, 以上三点只是最典型也最关键的部分, 由此举一反三, 才可能从整体上延长便携式监护设备的使用时间。

摘要：本文主要针对家庭监护仪中便携测量仪器的低功耗进行理论分析和一般性设计, 以一套实际研制的基于无线传输的家庭监护设备为案例具体阐述。