專利名稱：一種蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型涉及醫(yī)療領(lǐng)域，尤其是一種蟲奪窩式無線多參數(shù)生命體征 監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
目前，醫(yī)療監(jiān)測(cè)參數(shù)的傳輸包括有線和無線傳輸兩種。對(duì)于無線傳 輸通常采用點(diǎn)對(duì)點(diǎn)直接傳輸，即監(jiān)測(cè)設(shè)備將采集參數(shù)后，直接通過無線 發(fā)射裝置傳輸給中央監(jiān)控單元，這種微功率無線傳輸距離很短。對(duì)于無 線傳輸方式，為了保證傳輸信息的準(zhǔn)確性，必須保證傳輸信號(hào)有足夠大 的強(qiáng)度，以確保信號(hào)噪聲比。因此，其傳輸?shù)木嚯x越遠(yuǎn)，無線發(fā)射裝置 所需要的功率越大。但對(duì)于醫(yī)院，為了不影響病人的身體健康，信號(hào)波 的功率有嚴(yán)格的規(guī)定，功率加大后需要申請(qǐng)?zhí)囟ǖ念l率，從而非常不利 于醫(yī)療監(jiān)測(cè)參數(shù)的無線傳輸推廣應(yīng)用。

實(shí)用新型內(nèi)容
針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)存在的問題，本實(shí)用新型的目的在于一種蜂窩式無線 多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，該監(jiān)測(cè)系統(tǒng)不僅低功耗，而且傳輸距離可以 任意擴(kuò)展，以及無需申請(qǐng)頻道。
為實(shí)現(xiàn)上述目的，本實(shí)用新型一種蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè) 系統(tǒng)包括便攜式監(jiān)護(hù)終端、無線收發(fā)單元、兩個(gè)以上的基站、中央基站 和中央監(jiān)控單元，其中，攜式監(jiān)護(hù)終端用于監(jiān)測(cè)病人的生命體征數(shù)據(jù)， 無線收發(fā)單元將檢測(cè)的生命體征數(shù)據(jù)傳輸?shù)狡涓浇幕?，基站與基站 之間通過數(shù)據(jù)傳輸接力，將生命體征數(shù)據(jù)傳輸?shù)街醒牖荆⑼ㄟ^中央 基站內(nèi)設(shè)置的中央監(jiān)控單元進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。
進(jìn)一步，所述攜式監(jiān)護(hù)終端包括用于對(duì)心電(ECG)、脈搏(Pulse) 進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的心電模塊，用于對(duì)無創(chuàng)血壓(NIBP)、有創(chuàng)血壓(IBP) 進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的血壓模塊，用于對(duì)血氧飽和度(SP02)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的血氧模塊，用于對(duì)二氧化碳(co2)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)控的二氧化碳模塊，用于對(duì)
溫度(Temperature)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)溫度才莫塊。
進(jìn)一步，所述無線收發(fā)單元包括第一RF收發(fā)機(jī)和第一收發(fā)控制器， 所述第一收發(fā)控制器設(shè)置有矩形緩沖區(qū)。
進(jìn)一步，所述中央基站包括第二RF收發(fā)機(jī)和第二收發(fā)控制器，所 述第二收發(fā)控制器設(shè)置有矩形緩沖區(qū)。
進(jìn)一步，在所述無線收發(fā)單元和監(jiān)測(cè)單元之間設(shè)置有第二編碼/解碼 器，該第二編碼/解碼器以4位數(shù)據(jù)碼、3位監(jiān)督碼和1位無效碼順序編 碼，編碼生成的數(shù)據(jù)流由下至上存入所述第二收發(fā)控制器的矩形緩沖區(qū)， 該緩沖區(qū)的長度為數(shù)據(jù)編碼后的數(shù)量；然后按照交織的方式將所述數(shù)據(jù) 碼和監(jiān)督碼發(fā)送，即將存入緩沖區(qū)內(nèi)的數(shù)據(jù)流按照從下至上、并從高 位向低位的方式一位一位地經(jīng)過所述第二 RF收發(fā)機(jī)以射頻方式發(fā)出，每 一層的數(shù)據(jù)流發(fā)送一位后即向高位挪一位，低位以無效碼補(bǔ)充。
進(jìn)一步，在所述中央監(jiān)控單元和中央基站之間設(shè)置有第一編^/解碼 器，所述發(fā)送的數(shù)據(jù)流從左至右存入所述第一收發(fā)控制器的矩形緩存區(qū)， 然后將存入緩沖區(qū)內(nèi)的數(shù)據(jù)流按照從下至上的順序通過所述第一編碼/
解碼器依次讀出。
進(jìn)一步，所述中央處理單元為安裝有數(shù)據(jù)處理軟件的計(jì)算枳^
進(jìn) 一 步，所述控制與分析模塊為設(shè)置有處理軟件的單片才/U
進(jìn)一步，所述基站與基站之間及基站與中央基站之間通過有線或無
限方式相連接。
本實(shí)用新型采用蜂窩基站接力的方式，使傳輸?shù)挠行娣e大大增加， 可以覆蓋醫(yī)院的各個(gè)病區(qū)，并且由于加大通訊距離依靠基站4妄力，不依 靠加大功率，所以每個(gè)監(jiān)測(cè)單元的無線收發(fā)單元可以設(shè)計(jì)為超低功耗， 采用2節(jié)五號(hào)電池，可連續(xù)工作6天以上。此外，本實(shí)用新型無需特許 頻率，非常適合推廣應(yīng)用。


圖1為本實(shí)用新型實(shí)施例1結(jié)構(gòu)示意框圖。 圖2為便攜式監(jiān)護(hù)終端的結(jié)構(gòu)示意框圖。 圖3為實(shí)施例1數(shù)據(jù)流在緩沖區(qū)內(nèi)的存儲(chǔ)方式。 圖4為最底層字節(jié)的高位準(zhǔn)備發(fā)送的狀態(tài)。
圖5為最底層字節(jié)的高位發(fā)送完畢，低位以無效位補(bǔ)充，且倒數(shù)第
二層字節(jié)的高位準(zhǔn)備發(fā)送的狀態(tài)。 圖6為倒數(shù)第二層字節(jié)高位發(fā)送完畢，低位以無效為補(bǔ)充，且倒數(shù)第三層字節(jié)的高位準(zhǔn)備發(fā)送的狀態(tài)。
圖7為最上面一層字節(jié)最后一位準(zhǔn)備發(fā)送的狀態(tài)。 圖8為實(shí)施例2基站與基站之間及基站與中央基站之間采用有線方 式連接的示意圖。
具體實(shí)施方式
實(shí)施例1
如圖1所示，本實(shí)用新型包括便攜式監(jiān)護(hù)終端1、無線收發(fā)單元3、 若干各基站41、 42、 43、 44……4n、中央基站5、第一編碼/解碼器6、 第二編碼/解碼器2和中央監(jiān)控單元7，中央基站5與各基站之間均為無 線方式相連接；其中，無線收發(fā)單元3包括第一RF收發(fā)機(jī)和第一收發(fā) 控制器，第一收發(fā)控制器設(shè)置有矩形緩沖區(qū)；無線中心站包括第二RF 收發(fā)機(jī)和第二收發(fā)控制器，第二收發(fā)控制器設(shè)置有矩形緩沖區(qū)。
如圖2所示，便攜式監(jiān)護(hù)終端l包括心電模塊12、血氧模塊13、無 創(chuàng)血壓模塊16、 二氧化碳模塊14和溫度模塊15，用于對(duì)心電(ECG)、 無創(chuàng)血壓(NIBP)、血氧飽和度(SP02)、溫度(Temperature)、 二氧4匕石友 (C02)、有創(chuàng)血壓(IBP)和脈搏(Pulse)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)，經(jīng)過一控制分 析處理模塊ll后，傳送給第二編碼/解碼器2;如圖3所示，第二編碼/ 解碼器2以4位數(shù)據(jù)碼、3位監(jiān)督碼和1位無效碼順序編碼生成數(shù)據(jù)流， 編碼生成的數(shù)據(jù)流由下至上存入第二收發(fā)控制器的矩形緩沖區(qū)，每一層 的數(shù)據(jù)流為一個(gè)字節(jié)，該緩沖區(qū)的長度為數(shù)據(jù)編碼后的數(shù)量；然后按照 交織的方式將數(shù)據(jù)碼和監(jiān)督碼發(fā)送，即將存入緩沖區(qū)內(nèi)的數(shù)據(jù)流按照 從下至上、并從高位向低位的方式一位一位地經(jīng)過第二RF收發(fā)才幾以射頻 方式發(fā)出，每一層的數(shù)據(jù)流發(fā)送一位后即向高位挪一位，低位以無效碼 補(bǔ)充，如圖4至7所示。通過該無線收發(fā)單元3傳輸給與無線收發(fā)單元3 距離最近的一個(gè)基站4n,其中，控制與分析模塊ll為設(shè)置有處理軟件的 單片機(jī)；
基站41、 42……4n通過基站與基站之間的數(shù)據(jù)接力，將監(jiān)測(cè)數(shù)據(jù)傳 輸?shù)骄嚯x中央基站5最近的一個(gè)基站41 ，接力的條件主要是根據(jù)基站所 發(fā)出的信號(hào)強(qiáng)度，并總是采用信號(hào)強(qiáng)度最大的小區(qū)通訊，如圖1中信號(hào) 較弱的基站43、 44就不參與數(shù)據(jù)接力，最后通過基站41將監(jiān)測(cè)數(shù)據(jù)傳 輸給中央基站5;
中央基站5將接收的監(jiān)測(cè)數(shù)據(jù)傳輸給第一編碼/解碼器6，接收的數(shù) 據(jù)流從左至右存入第一收發(fā)控制器的矩形緩存區(qū)，然后將存入緩沖區(qū)內(nèi) 的數(shù)據(jù)流按照從下至上的順序通過第一編碼/解碼器6依次讀出。
中央監(jiān)控單元7為安裝有數(shù)據(jù)處理軟件的計(jì)算機(jī)，用于對(duì)監(jiān)控?cái)?shù)據(jù) 進(jìn)行處理。
6本實(shí)用新型工作時(shí)，中央監(jiān)控單元7開機(jī)后，首先對(duì)中央基站5等 相關(guān)電路初始化，然后立即搜尋等待注冊(cè)的便攜式監(jiān)護(hù)終端1,對(duì)已驗(yàn)證 的便攜式監(jiān)護(hù)終端l分配注冊(cè)碼，存儲(chǔ)并發(fā)送廣播信道號(hào)、通訊信道號(hào)、 小區(qū)信號(hào)強(qiáng)度、通訊小區(qū)號(hào)碼、下次通訊的時(shí)間等信息，并按此信息按 照通訊協(xié)議開始通訊。其中通訊小區(qū)號(hào)碼隨小區(qū)信號(hào)強(qiáng)度變化而變化， 總是用信號(hào)強(qiáng)度最大的小區(qū)通訊。
其中通訊協(xié)議分三層第一層為小區(qū)管理控制協(xié)議，第二層為小區(qū) 內(nèi)部管理協(xié)議，第三層為分機(jī)與小區(qū)的通訊與數(shù)據(jù)協(xié)議，協(xié)議內(nèi)規(guī)定了 廣播信道、通訊信道、信號(hào)強(qiáng)度、小區(qū)號(hào)碼、下次通訊的時(shí)間、數(shù)據(jù)格 式、機(jī)型、機(jī)號(hào)、機(jī)器狀態(tài)及測(cè)量數(shù)據(jù)等等。
便攜式監(jiān)護(hù)終端1開機(jī)后，首先對(duì)無線收發(fā)單元3及各監(jiān)測(cè)模塊等 相關(guān)電路初始化，然后立即等待注冊(cè)，注冊(cè)成功后，將中央監(jiān)控單元7 發(fā)來的指令與信息存儲(chǔ)，并開始按照指令與協(xié)議工作，便攜式監(jiān)護(hù)終端l 本身的信息包括信號(hào)強(qiáng)度、小區(qū)號(hào)碼、機(jī)型、機(jī)號(hào)、機(jī)器狀態(tài)等隨時(shí)發(fā) 給中央監(jiān)控單元7。如果在規(guī)定時(shí)間內(nèi)無法注冊(cè)，說明中央監(jiān)控單元7未 開或網(wǎng)絡(luò)有問題，為節(jié)約電量，便攜式監(jiān)護(hù)終端1即進(jìn)入間歇等待注冊(cè) 狀態(tài)，輪番進(jìn)入休眠與等待注冊(cè)。
便攜式監(jiān)護(hù)終端1進(jìn)入工作后，其控制與分析模塊11按照各監(jiān)測(cè)參 數(shù)測(cè)量協(xié)議發(fā)出測(cè)量指令，收集數(shù)據(jù)后進(jìn)行分析運(yùn)算包括濾波、數(shù)值計(jì) 算及壓縮后，開始數(shù)據(jù)編碼、數(shù)據(jù)交織，準(zhǔn)備好的數(shù)據(jù)放入待發(fā)隊(duì)列， 等待發(fā)送指令。
實(shí)施例2
如圖8所示，基站與基站之間及基站與中央基站之間可以采用有線 方式連接，這樣實(shí)施例的簡易實(shí)施方式，適用于范圍較小的地方使用。 其余方式同實(shí)施例1。
權(quán)利要求1、一種蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征在于，該系統(tǒng)包括便攜式監(jiān)護(hù)終端、無線收發(fā)單元、兩個(gè)以上的基站、中央基站和中央監(jiān)控單元，其中，攜式監(jiān)護(hù)終端用于監(jiān)測(cè)病人的生命體征數(shù)據(jù)，無線收發(fā)單元將檢測(cè)的生命體征數(shù)據(jù)傳輸?shù)狡涓浇幕?，基站與基站之間通過數(shù)據(jù)傳輸接力，將生命體征數(shù)據(jù)傳輸?shù)街醒牖?，并通過中央基站內(nèi)設(shè)置的中央監(jiān)控單元進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。
2、 如權(quán)利要求1所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，所述攜式監(jiān)護(hù)終端包括用于對(duì)心電(ECG)、脈搏(Pulse) 進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的心電模塊，用于對(duì)無創(chuàng)血壓(NIBP )、有創(chuàng)血壓(IBP ) 進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)的血壓模塊，用于對(duì)血氧飽和度(SP02)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān) 測(cè)的血氧模塊，用于對(duì)二氧化碳(C02)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)控的二氧化碳模 塊，用于對(duì)溫度(Temperature)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)溫度才莫塊。
3、 如權(quán)利要求2所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，所述無線收發(fā)單元包括第一RF收發(fā)機(jī)和第一收發(fā)控制器， 所述第 一收發(fā)控制器設(shè)置有矩形緩沖區(qū)。
4、 如權(quán)利要求3所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，所述中央基站包括第二 RF收發(fā)機(jī)和第二收發(fā)控制器，所 述第二收發(fā)控制器設(shè)置有矩形緩沖區(qū)。
5、 如權(quán)利要求4所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，在所述無線收發(fā)單元和監(jiān)測(cè)單元之間設(shè)置有第二編碼/解碼 器，該第二編碼/解碼器以4位數(shù)據(jù)碼、3位監(jiān)督碼和1位無效碼順 序編碼，編碼生成的數(shù)據(jù)流由下至上存入所述第二收發(fā)控制器的矩 形緩沖區(qū)，該緩沖區(qū)的長度為數(shù)據(jù)編碼后的數(shù)量；然后按照交織的 方式將所述數(shù)據(jù)碼和監(jiān)督碼發(fā)送，即將存入緩沖區(qū)內(nèi)的數(shù)據(jù)流按 照/人下至上、并從高位向低位的方式一位一位地經(jīng)過所述第二 RF 收發(fā)機(jī)以射頻方式發(fā)出，每一層的數(shù)據(jù)流發(fā)送一位后即向高位挪一 位，低位以無效碼補(bǔ)充。
6、 如權(quán)利要求5所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，在所述中央監(jiān)控單元和中央基站之間設(shè)置有第一編碼/解碼器，所述發(fā)送的數(shù)據(jù)流從左至右存入所述第 一收發(fā)控制器的矩形緩 存區(qū)，然后將存入緩沖區(qū)內(nèi)的數(shù)據(jù)流按照從下至上的順序通過所述 第 一編碼/解碼器依次讀出。
7、 如權(quán)利要求1至6任一所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系 統(tǒng)，其特征在于，所述中央處理單元為安裝有數(shù)據(jù)處理軟件的計(jì)算 機(jī)。
8、 如權(quán)利要求7所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，所述攜式監(jiān)護(hù)終端中設(shè)置的控制與分析模塊為設(shè)置有處理軟 件的單片機(jī)。
9、 如權(quán)利要求8所述的蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，其特征 在于，所述基站與基站之間及基站與中央基站之間通過有線或^i戔 方式相連才妄。
專利摘要本實(shí)用新型公開了一種蜂窩式無線多參數(shù)生命體征監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，包括便攜式監(jiān)護(hù)終端、無線收發(fā)單元、兩個(gè)以上的基站、中央基站和中央監(jiān)控單元，其中，攜式監(jiān)護(hù)終端用于監(jiān)測(cè)病人的生命體征數(shù)據(jù)，無線收發(fā)單元將檢測(cè)的生命體征數(shù)據(jù)傳輸?shù)狡涓浇幕荆九c基站之間通過數(shù)據(jù)傳輸接力，將生命體征數(shù)據(jù)傳輸?shù)街醒牖?，并通過中央基站內(nèi)設(shè)置的中央監(jiān)控單元進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。本實(shí)用新型采用蜂窩基站接力的方式，使傳輸?shù)挠行娣e大大增加，可以覆蓋醫(yī)院的各個(gè)病區(qū)，并且由于加大通訊距離依靠基站接力，不依靠加大功率，所以每個(gè)監(jiān)測(cè)單元的無線收發(fā)單元可以設(shè)計(jì)為超低功耗。此外，本實(shí)用新型無需特許頻率，非常適合推廣應(yīng)用。
文檔編號(hào)A61B5/02GK201260664SQ20082012258
公開日2009年6月24日 申請(qǐng)日期2008年9月23日 優(yōu)先權(quán)日2008年9月23日
發(fā)明者劉忠英, 史國濤 申請(qǐng)人:北京麥邦光電儀器有限公司