便携式多功能监护系统设计与实现

　　心电

　　由于心电信号非常微弱，频率在0.1~20Hz幅值在1mv左右，属于一种低频低幅信号。我们选择的是INA331，具有高信噪比，高输入阻抗，高共模抑制比，低噪声低漂移的仪表放大器。由于工频干扰通过差模形式进入放大器，所以其中夹杂着较大的50Hz工频干扰，需要增加50Hz陷波器。50Hz陷波器通过双T网络实现，实现对50Hz信号大于30dB的衰减并且对20Hz以下的低频信号无衰减。由于其中混杂着高频干扰信号，需要经过二阶低通滤波器对20Hz以上的信号进行滤波。以100Hz的速度进行采样，再通过数字滤波算法调整基值及数字滤波，再将处理过的信号通过点阵式LCD屏幕显示。电路结构如图5。

　　心电信号属于低频小信号，幅值小于1mV。需要前置放大电路有较高的增益，高输入阻抗(2M以上)和高共模抑制比(60dB以上)和很低的噪声(10mVpp以下)及低漂移和合适的通频带宽度和动态范围。极化电压是由于电极和皮肤接触形成的半电池产生的直流电压，其幅值约为几毫伏至几百毫伏不等。国标中对极化电压的要求为小于300mV，远大于心电信号，由于极化电压的存在导致前级放大倍数不能太高以防止饱和，而差分仪表放大器的共模抑制比是和放大倍数有关的，所以导致心电信号的前级放大电路需要增益和共模抑制比之间做出平衡。如图6所示，LA为左臂导联信号，RA为右臂导联信号。LL为左腿导联信号，左腿驱动电路可以有效防止位移电流的干扰。人体的位移电流将不再流入地，而是流向辅助放大器的输出。当患者和地之间存在很高的电压时导致放大器饱和以防止患者受伤。当输入的信号幅值过大超过Vref时，放大器停止工作。经过差分放大后还需要经过二级放大滤波，提取出较好的心电信号。

　　血氧

　　采用光谱法进行无创血氧的测量和计算，人体中的氧主要集中在血红细胞中，由于含氧血红细胞和还原血红细胞对红光和红外光的吸光度差别很大，由于人体静脉和体表在同一位置对光的吸收度一定，所以通过手指的红光和红外光会存在直流分量，由于动脉血的流动出现交流分量。由于光电池受到光刺激转换成的是电流信号，需要增加跨导放大器将电流信号转换为电压信号。再经过工频陷波器和二阶低通滤波器，得到完整性较好的血氧信号。将波长660nm红光和940nm的红外光以1ms的速度切换，中间间隔1ms的时间使红光和红外光管都不发光，将采样数据存储起来，在计算时将数组序号除以4取余，将与为1的点提取出来组成红光的波形，再将余为3的点提取出来组成红外光的波形，将余为0和2的点取出来，分别让红光波形与红外光的波形减去余为0和2组成的新数组，以减小外部光源对信号的干扰。经过处理分析将接收端的直流量和交流量分别算出，计算出吸光度R，通过最小二乘法和曲线拟合法来确定血样计算公式中的各个系数。电路如图7所示。

　　驱动电路由四个三极管组成，I/O1和I/O2分别为占空比百分之二十五，相位相差180度的方波信号，分别控制红光和红外光二极管发光。DAC1和DAC2起着控制电流的作用，根据发光管的额定工作电流确定驱动电流的大小。一般为20多个毫安。通过产生1KHz的方波信号。时序是红光开红光关红外光开红外光关。

　　血氧探头中的光接收器是由光电池完成的，光电池可以有效的把接收到的光信号转化为电流信号。将转换的电流通过跨导放大器将电流信号转化成电压信号，需要采用低噪放大器。反馈电阻和反馈电容的值的大小需要根据发光二极管的内阻和内电容来确定。将放大之后的信号含有1V左右的直流信号和30MV左右的交流信号，将信号通过ADC转换器输入系统，并经过数字直流跟随滤波器提取直流分量输入系统。电路图如图8所示。

　　其他单元

　　呼吸：目前对呼吸的测量最常用的是阻抗测量法。在呼吸过程中，胸腔的阻抗会随着呼吸的变化而变化。将高频脉冲信号加到胸腔上，由于呼吸的频率远远小于脉冲的频率，使得高频脉冲的幅值随着胸腔阻抗的改变而改变。将被高频信号调制之后的呼吸信号经过带通滤波器，滤除不在0.05Hz到10Hz内的干扰信号，再通过的ADC采进系统，得到呼吸信号的原型。将幅值变化的包络线计算出来，进而可以计算出胸腔阻抗的变化。

　　体温：体温信号相比于其他生理参数，其干扰较少，波形平滑且易于处理，所以采用传感器DS18B20可通过一根数据线获得与温度相关的数字数据，采进系统进行处理，获得被测体征的温度参数。