本發(fā)明屬于醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種基于心肺信號(hào)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)及方法。

背景技術(shù)：

隨著現(xiàn)代醫(yī)學(xué)的發(fā)展，人們對(duì)自身健康狀況的關(guān)注程度也在不斷增加。根據(jù)最新研究顯示，由心血管疾病，呼吸系統(tǒng)疾病導(dǎo)致的死亡率在20％左右，尤其在霧霾引發(fā)的環(huán)境問(wèn)題日益嚴(yán)重的情況下，與其相關(guān)的心肺疾病發(fā)病率同時(shí)也在增加，因此在日常生活中對(duì)人們心肺信號(hào)的檢測(cè)是十分必要的。由于目前此類(lèi)慢性疾病在中青年人群中肆虐和衍生，以治療為主、以醫(yī)院為中心的模式正在向以預(yù)防為主、以社區(qū)醫(yī)療為中心的模式轉(zhuǎn)變。這樣，能夠?qū)崿F(xiàn)實(shí)時(shí)、動(dòng)態(tài)、連續(xù)監(jiān)護(hù)人體生理指標(biāo)的監(jiān)護(hù)設(shè)備就成為未來(lái)健康保健的首選，同時(shí)也能達(dá)到早發(fā)現(xiàn)，早治療的目的。

心肺信號(hào)是由復(fù)雜生命體發(fā)出的生理信號(hào)之一，是用來(lái)判別人體心臟以及呼吸疾病的輕重和危險(xiǎn)程度的一種物理信號(hào)，它的檢測(cè)是對(duì)被測(cè)體中包含呼吸心跳狀態(tài)、現(xiàn)象、變量和成份等信息進(jìn)行檢測(cè)及量化的技術(shù)。在信號(hào)檢測(cè)方面，其檢測(cè)技術(shù)的分類(lèi)表現(xiàn)多樣化，其中一種重要的分類(lèi)方式是將生理信號(hào)檢測(cè)技術(shù)分為接觸式檢測(cè)和非接觸式檢測(cè)。

傳統(tǒng)的接觸式檢測(cè)利用電極或傳感器直接或間接的接觸生物體來(lái)檢測(cè)生理信號(hào)，檢測(cè)過(guò)程中對(duì)生物體有一定的約束，這給人的正常生活帶來(lái)了極大的不便，因此能給被監(jiān)護(hù)者提供一個(gè)舒適環(huán)境的非接觸式的檢測(cè)方法成為研究的重點(diǎn)。非接觸式檢測(cè)是指不接觸生物體，隔一定的距離，穿透一定的介質(zhì)，在對(duì)生物體無(wú)約束的情況下，借助于外來(lái)能量(探測(cè)媒介)探測(cè)或感應(yīng)生理信號(hào)，是近年來(lái)生物醫(yī)學(xué)工程界充分關(guān)注的重要科學(xué)問(wèn)題。

電磁感應(yīng)檢測(cè)技術(shù)是非接觸式檢測(cè)方法的一種，它是將生物組織電導(dǎo)率差異，反映于感生磁場(chǎng)，通過(guò)分析感生磁場(chǎng)的特性，包括頻率、幅度、相位等，得出組織的生物電特性，繼而又反映出生物組織的病理生理情況。這種方法可以對(duì)生理活動(dòng)進(jìn)行一種不顯眼的監(jiān)控，而使得其在心肺監(jiān)測(cè)方面具有很大的潛力?；陔姶鸥袘?yīng)的心肺信號(hào)檢測(cè)系統(tǒng)具有安全無(wú)創(chuàng)性、可實(shí)時(shí)連續(xù)監(jiān)護(hù)性，對(duì)人體心血管疾病、呼吸系統(tǒng)疾病的發(fā)現(xiàn)和預(yù)防上起到積極作用，具有重要的研究?jī)r(jià)值和應(yīng)用前景。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)存在的問(wèn)題，本發(fā)明提供一種基于心肺信號(hào)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)及方法。

本發(fā)明的技術(shù)方案如下：

一種基于心肺信號(hào)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，包括：

產(chǎn)生激勵(lì)磁場(chǎng)、隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)的測(cè)量前端模塊；

對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理的信號(hào)處理模塊；

對(duì)信號(hào)處理模塊輸出的頻率信號(hào)計(jì)數(shù)、根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊；

測(cè)量前端模塊的輸出端連接信號(hào)處理模塊的輸入端，信號(hào)處理模塊的輸出端連接人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊的輸入端。

一種采用所述系統(tǒng)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)方法，包括：

測(cè)量前端模塊對(duì)心肺區(qū)域發(fā)出激勵(lì)信號(hào)從而產(chǎn)生激勵(lì)磁場(chǎng)、隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)；

信號(hào)處理模塊對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊對(duì)信號(hào)處理模塊輸出的頻率信號(hào)計(jì)數(shù)、根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

其中，所述測(cè)量前端模塊，包括：耦合線圈傳感器、激勵(lì)電路；耦合線圈傳感器連接激勵(lì)電路，激勵(lì)電路的輸出端連接信號(hào)處理模塊的輸入端。

所述激勵(lì)電路為高頻振蕩電路，在電容三點(diǎn)式colpitts振蕩器的基礎(chǔ)上，添加肖特基二極管限制輸出頻率幅度和改善輸出波形，并采用coms運(yùn)算放大器代替colpitts振蕩器中的三極管，同時(shí)增大振蕩電路的品質(zhì)因數(shù)。

由此，本發(fā)明還提供一種人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)方法，包括：

激勵(lì)電路產(chǎn)生交互電流，交互電流通過(guò)耦合線圈傳感器后產(chǎn)生交互磁場(chǎng)作為激勵(lì)磁場(chǎng)，人體心肺區(qū)域作為被測(cè)物置于交互磁場(chǎng)中，激勵(lì)電路隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)；

信號(hào)處理模塊對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊對(duì)信號(hào)處理模塊輸出的頻率信號(hào)計(jì)數(shù)，根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

所述根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷，具體是：

若信號(hào)頻率變化范圍在180hz～220hz，則當(dāng)前人體處于正常呼吸狀態(tài)；

若信號(hào)頻率變化范圍在280hz～360hz，則當(dāng)前人體處于深呼吸狀態(tài)；

若信號(hào)頻率變化范圍在45hz～80hz，則當(dāng)前人體處于暫停呼吸狀態(tài)。

上述耦合線圈傳感器的參數(shù)及測(cè)量位置是這樣確定的：

首先，利用仿真實(shí)驗(yàn)得出電導(dǎo)率與頻率變化之間關(guān)系；其次計(jì)算耦合線圈傳感器的電感值；再次，選取不同的耦合線圈傳感器參數(shù)，包括耦合線圈傳感器半徑及靈敏度、耦合線圈傳感器匝數(shù)及測(cè)量深度；最后，通過(guò)比對(duì)不同參數(shù)下同一測(cè)量位置處耦合線圈傳感器的靈敏度，確定耦合線圈傳感器最優(yōu)參數(shù)，找到最優(yōu)參數(shù)下檢測(cè)信號(hào)最完整的測(cè)量位置即人體后背心臟正上方位置。

有益效果

本發(fā)明通過(guò)測(cè)量前端模塊產(chǎn)生激勵(lì)磁場(chǎng)、隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)；對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理后將原本微弱和具有校對(duì)雜質(zhì)的頻率信號(hào)處理為較清晰的頻率信號(hào)，再對(duì)頻率信號(hào)計(jì)數(shù)，根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。實(shí)現(xiàn)無(wú)需使用現(xiàn)有技術(shù)中的電極與人體皮膚直接接觸即可監(jiān)測(cè)到由心肺區(qū)域的生命活動(dòng)所引起的頻率信號(hào)變化，減少佩戴者的心理和生理負(fù)擔(dān)，本發(fā)明利用了心肺區(qū)域的頻率信號(hào)變化來(lái)實(shí)現(xiàn)人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)，能夠在不影響引起人體心理及生理不適的情況下實(shí)時(shí)檢測(cè)，提供一個(gè)舒適放松的檢測(cè)環(huán)境，通過(guò)頻率信號(hào)變化范圍判斷當(dāng)前人體所處的狀態(tài)，及時(shí)發(fā)現(xiàn)佩戴者的不適?？稍诩彝?，辦公等環(huán)境下，長(zhǎng)時(shí)間實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)。

附圖說(shuō)明

圖1是本發(fā)明具體實(shí)施方式中心肺信號(hào)狀態(tài)檢測(cè)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖；

圖2是本發(fā)明具體實(shí)施方式中放大電路原理圖；

圖3是本發(fā)明具體實(shí)施方式中濾波電路原理圖；

圖4是本發(fā)明具體實(shí)施方式中整形電路原理圖；

圖5是本發(fā)明具體實(shí)施方式中裝置軟件流程圖；

圖6是本發(fā)明具體實(shí)施方式中顯示處理流程圖；

圖7是本發(fā)明具體實(shí)施方式中定時(shí)器timer_a的結(jié)構(gòu)框圖；

圖8是本發(fā)明具體實(shí)施方式中頻率計(jì)數(shù)流程圖；

圖9是本發(fā)明具體實(shí)施方式中msp430f5438a最小系統(tǒng)圖；

圖10是本發(fā)明具體實(shí)施方式中時(shí)鐘電路圖；

圖11是本發(fā)明具體實(shí)施方式中jtag下載電路圖；

圖12是本發(fā)明具體實(shí)施方式中tft液晶引腳圖；

圖13是本發(fā)明具體實(shí)施方式中5v供電穩(wěn)壓電路原理圖；

圖14是本發(fā)明具體實(shí)施方式中3.3v供電穩(wěn)壓電路原理圖；

圖15是本發(fā)明具體實(shí)施方式中高頻振蕩電路原理圖；

圖16是本發(fā)明具體實(shí)施方式中圓形pcb平面螺旋電感原理圖。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合實(shí)施例對(duì)本發(fā)明的技術(shù)方案做詳細(xì)說(shuō)明。

實(shí)施例1

本實(shí)施例提供一種基于心肺信號(hào)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，包括：

產(chǎn)生激勵(lì)磁場(chǎng)、隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)的測(cè)量前端模塊；

對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理的信號(hào)處理模塊；

對(duì)信號(hào)處理模塊輸出的頻率信號(hào)計(jì)數(shù)、根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊；

測(cè)量前端模塊的輸出端連接信號(hào)處理模塊的輸入端，信號(hào)處理模塊的輸出端連接人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊的輸入端。總體結(jié)構(gòu)如圖1所示。還包括電源模塊，分別連接測(cè)量前端模塊、信號(hào)處理模塊、人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊。

其中的信號(hào)處理模塊，包括：放大電路、濾波電路和整形電路；放大電路的輸入端連接激勵(lì)電路的輸出端，放大電路的輸出端連接濾波電路的輸入端，濾波電路的輸出端連接整形電路的輸入端，整形電路的輸出端連接人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊由微控制器的輸入端。

放大電路中運(yùn)算放大器芯片選用opa690，電路如圖2所示，電路輸入端vout接信號(hào)激勵(lì)電路輸出端vout，輸出端vout接濾波電路輸入端vin。濾波電路中運(yùn)算放大器芯片選用opa690，采用了sallen-key結(jié)構(gòu)的butterworth有源濾波器，截止頻率為5.1mhz，電路如圖3所示，電路輸入端vin接放大電路輸出端vout，輸出端vout接整形電路輸入端vin。整形電路中選擇了ti公司的芯片sn74hc14芯片，電路圖如圖4所示，電路輸入端vin接濾波電路輸出端vout，輸出端vout接微控制器msp430f5438a中定時(shí)器timer_a引腳ta0(msp430f5438a的p1.2引腳)。

人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊，包括微控制器msp430f5438a和tft液晶顯示屏。微控制器對(duì)片上的系統(tǒng)時(shí)鐘，定時(shí)器和tft液晶顯示屏進(jìn)行調(diào)用。初始化系統(tǒng)時(shí)鐘和tft液晶顯示屏后，調(diào)用定時(shí)器對(duì)輸入的頻率信號(hào)進(jìn)行計(jì)數(shù)及存儲(chǔ)處理，然后將轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)繪制為波形圖顯示在tft液晶顯示屏上。

微控制器msp430f5438a主要基于信號(hào)處理后的頻率信號(hào)進(jìn)行人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)以及tft顯示處理。其上程序執(zhí)行如圖5所示的步驟，包括：(1)系統(tǒng)初始化：時(shí)鐘的初始化，tft液晶的初始化。其中時(shí)鐘的初始化需要對(duì)各定時(shí)器做初始化處理，tft液晶初始化包括端口的初始化及配置，顯示函數(shù)、坐標(biāo)設(shè)置、清屏函數(shù)初始化程序的編寫(xiě)。(2)判斷是否有頻率信號(hào)接入：是，則執(zhí)行(3)，否則返回(1)。(3)進(jìn)行頻率計(jì)數(shù)并存儲(chǔ)。(4)tft液晶顯示。

上述頻率計(jì)數(shù)流程如圖6所示，在頻率計(jì)數(shù)的過(guò)程中，選定timer_b的tb0進(jìn)行預(yù)置閘門(mén)時(shí)間，timer_a的ta0進(jìn)行捕獲計(jì)數(shù)。捕獲方式是每捕獲一次上升沿(下降沿)就進(jìn)入一次中斷，計(jì)一次數(shù)，并進(jìn)行結(jié)果顯示。在信號(hào)頻率測(cè)量的過(guò)程中，選定定時(shí)器timer_b的tb0進(jìn)行預(yù)置閘門(mén)時(shí)間，定時(shí)器timer_a的ta0進(jìn)行捕獲計(jì)數(shù)，timer_a的結(jié)構(gòu)框圖如圖7所示。捕獲方式是每捕獲一次上升沿(下降沿)就進(jìn)入一次中斷，記一次數(shù)。當(dāng)捕獲發(fā)生時(shí)，taxr將值立即給寄存器taxccrn，其中taxr計(jì)數(shù)為taclk的個(gè)數(shù)，timer_a。測(cè)量信號(hào)為高頻時(shí)，要充分考慮到系統(tǒng)時(shí)鐘的大小，要考慮到中斷等因素對(duì)系統(tǒng)運(yùn)行速度的要求，如果系統(tǒng)時(shí)鐘太慢，可能會(huì)影響對(duì)timer計(jì)數(shù)的采集與計(jì)算，當(dāng)系統(tǒng)時(shí)鐘比較高時(shí)，可以減小誤差，使結(jié)果更準(zhǔn)確。且當(dāng)捕獲的信號(hào)頻率快時(shí)，頻繁進(jìn)入中斷，主頻低影響系統(tǒng)的運(yùn)行，timer時(shí)鐘太高，要充分考慮計(jì)數(shù)器的溢出情況。msp430f5483a的timer是16位的，一次計(jì)頻數(shù)值最大為65536個(gè)。其計(jì)數(shù)過(guò)程如圖8所示。

tft顯示處理流程如圖6所示，液晶顯示初始化，然后清屏，將人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊處理后的心肺信號(hào)進(jìn)行數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換并繪制信號(hào)波形，顯示在分辨率為320*240的tft液晶上，更加直觀的向用戶展示系統(tǒng)的測(cè)量結(jié)果。

液晶顯示器由thinfilmtransistor(薄膜場(chǎng)效應(yīng)晶體管tft)液晶構(gòu)成。msp430f5438a最小系統(tǒng)如圖9所示。系統(tǒng)時(shí)鐘信號(hào)選擇晶振為24mhz的外部時(shí)鐘，如圖10所示，使其能準(zhǔn)確的提供計(jì)數(shù)基頻，滿足msp430f5438a最小系統(tǒng)對(duì)于系統(tǒng)時(shí)鐘的高頻率以及高精度的要求。下載方式選擇jtag下載，如圖11所示，便于后續(xù)調(diào)試、編程和測(cè)試。將檢測(cè)的頻率信號(hào)最終顯示在thinfilmtransistor(薄膜場(chǎng)效應(yīng)晶體管tft)液晶顯示器上，引腳如圖12所示。液晶顯示器中每一液晶象素點(diǎn)都是由集成在其后的薄膜晶體管來(lái)驅(qū)動(dòng)，從而可以做到高速度高亮度高對(duì)比度顯示屏幕信息。msp430f5438a中定時(shí)器timer_a的ta0(msp430f5438a的p1.2引腳)接整形電路的輸出端vout，微控制器上的6個(gè)io引腳p6.4、p6.5、p6.6、p6.7、p7.4、p7.5分別與tft液晶上的rs、rw、rd、cs、rst、bl管腳相連。電源模塊包括兩種供電模式：一種是5v/1a的移動(dòng)電源，通過(guò)usb供電，另一種是3.6v紐扣二次鋰電池lir2450作為后備電源。放大、濾波及整形電路中的vcc5v供電電源由電流模式升壓dc-dc轉(zhuǎn)換芯片gs1661得到，如圖13所示，輸出vout＝5v；微控制器以及液晶顯示器中的vcc3.3v供電電源由低壓降穩(wěn)壓芯片ams1117得到，如圖14所示，輸出vout＝3.3v。

一種采用所述系統(tǒng)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)方法，包括：

測(cè)量前端模塊對(duì)心肺區(qū)域發(fā)出激勵(lì)信號(hào)從而產(chǎn)生激勵(lì)磁場(chǎng)、隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)；

信號(hào)處理模塊對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊對(duì)信號(hào)處理模塊輸出的頻率信號(hào)計(jì)數(shù)及存儲(chǔ)處理，然后將轉(zhuǎn)換后的數(shù)據(jù)繪制為波形圖顯示在tft液晶顯示屏上，再根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

所述根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷，具體是：

若信號(hào)頻率變化范圍在180hz～220hz，則當(dāng)前人體處于正常呼吸狀態(tài)；

若信號(hào)頻率變化范圍在280hz～360hz，則當(dāng)前人體處于深呼吸狀態(tài)；

若信號(hào)頻率變化范圍在45hz～80hz，則當(dāng)前人體處于暫停呼吸狀態(tài)。

實(shí)施例2

本實(shí)施例提供一種基于心肺信號(hào)的人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。

在實(shí)施例1所提供的系統(tǒng)基礎(chǔ)上，其中的測(cè)量前端模塊具體包括耦合線圈傳感器、激勵(lì)電路；耦合線圈傳感器連接激勵(lì)電路，激勵(lì)電路的輸出端連接信號(hào)處理模塊的輸入端。

所述激勵(lì)電路為高頻振蕩電路，在經(jīng)典的電容三點(diǎn)式colpitts振蕩器的基礎(chǔ)上，添加肖特基二極管d1、d2限制輸出頻率幅度和改善輸出波形，并采用coms運(yùn)算放大器opa354代替colpitts振蕩器中的三極管，，以減少電路功耗，增長(zhǎng)裝置的使用時(shí)間，同時(shí)增大振蕩電路的品質(zhì)因數(shù)q，改善電路性能，電路如圖15所示。電路中coil1、coil2接耦合線圈傳感器兩端，coms運(yùn)算放大器opa354的1腳輸出頻率為5mhz的正弦波，coms運(yùn)算放大器opa354的輸出端vout接信號(hào)處理模塊中放大電路的輸入端vin。

測(cè)量前端模塊中，由激勵(lì)電路產(chǎn)生交互電流，交互電流通過(guò)耦合線圈傳感器后產(chǎn)生交互磁場(chǎng)，作為激勵(lì)磁場(chǎng)。人體心肺區(qū)域作為被測(cè)物置于交互磁場(chǎng)b中，由于人體生物組織的電導(dǎo)率特性，人體心肺區(qū)域會(huì)產(chǎn)生感應(yīng)電流，感應(yīng)電流與電導(dǎo)率成正比，進(jìn)一步產(chǎn)生二次磁場(chǎng)△b。這個(gè)感應(yīng)電流產(chǎn)生的二次磁場(chǎng)能夠被耦合線圈傳感器檢測(cè)到，從而改變線圈的阻抗。當(dāng)人進(jìn)行心跳、呼吸等生命活動(dòng)時(shí)，人體心肺區(qū)域的電導(dǎo)率發(fā)生變化，進(jìn)而改變線圈的阻抗，影響激勵(lì)電路中的頻率。激勵(lì)電路中的頻率信號(hào)受線圈阻抗變化而改變，輸出至信號(hào)處理模塊。

所述耦合線圈傳感器的參數(shù)及測(cè)量位置是這樣確定的：

首先，利用仿真實(shí)驗(yàn)得出電導(dǎo)率與頻率變化之間關(guān)系：用不同濃度的鹽溶液分別模擬被測(cè)物體的不同電導(dǎo)率，電導(dǎo)率的變化引起的阻抗變化反映在頻率變化上，電導(dǎo)率越大其測(cè)量的頻率變化越大，繪制電導(dǎo)率-頻率變化曲線；

將耦合線圈傳感器位于圓柱形量筒的下方，圓柱形量筒中盛放設(shè)定濃度的鹽溶液，在圓柱形量筒的中間放置盛放樣本溶液的器具，稱為樣本器皿。將樣本器皿懸掛在繩子的一端，另一端進(jìn)行由操作人員控制。圓柱形量筒直徑和樣本器皿直徑分別為5cm和4cm。導(dǎo)體樣本的電導(dǎo)率變化范圍為從σs＝1ms/cm到σs＝8ms/cm，分別來(lái)代表人體不同組織器官類(lèi)型，如表1所示。在圓柱形玻璃器皿中，盛放不同濃度的鹽溶液分別模擬被測(cè)物體的不同電導(dǎo)率。這樣就可以更加直觀的看到由于物體運(yùn)動(dòng)引起的物體電導(dǎo)率的改變，進(jìn)而引起線圈傳感器信號(hào)變化的情況。

表1不同組織的樣本電導(dǎo)率

其次，計(jì)算耦合線圈傳感器的電感值，可以采用burkett公式、wheeler公式、stefan公式、clive公式、ronald公式；

再次，選取不同的耦合線圈傳感器參數(shù)，包括耦合線圈傳感器半徑及靈敏度、耦合線圈傳感器匝數(shù)及測(cè)量深度；

通過(guò)仿真實(shí)驗(yàn)獲得如表2的線圈傳感器半徑與阻抗變化、靈敏度之間關(guān)系；

表2線圈半徑與阻抗變化、靈敏度之間的關(guān)系

從表2中可以看到隨著線圈半徑的增加，檢測(cè)出的阻抗變化不斷增大。隨著線圈半徑逐漸增大時(shí)，線圈的靈敏度在逐漸變大，但是當(dāng)線圈半徑很大時(shí)，其測(cè)量靈敏度是呈現(xiàn)一種平緩變化的趨勢(shì)。這說(shuō)明了測(cè)量中即使在不斷增大線圈的半徑，對(duì)于測(cè)量過(guò)程中的測(cè)量精度的幫助不是很大，要充分考慮各方面的影響。當(dāng)線圈大到一定的程度時(shí)，渦流產(chǎn)生的二次磁場(chǎng)的磁通量已經(jīng)全部的通過(guò)線圈，即使半徑再次增加，也不再有任何作用。阻抗變化與匝數(shù)平方成正比關(guān)系，因此，在測(cè)量條件允許下，可以不斷增加線圈匝數(shù)，但是需要考慮到實(shí)際應(yīng)用中的大小，以及對(duì)接入耦合線圈傳感器電路中的影響，需要進(jìn)一步進(jìn)行實(shí)驗(yàn)。而且在實(shí)際測(cè)量中線圈傳感器距離被測(cè)物體越近越好，這樣激發(fā)的二次磁場(chǎng)的磁場(chǎng)強(qiáng)度更強(qiáng)，有易于測(cè)量。

對(duì)于pcb平面線圈傳感器的選擇，它的半徑并不是越大越好，滿足測(cè)量靈敏度即可，線圈匝數(shù)盡量多一些，增加測(cè)量深度，且測(cè)量深度與提供的激勵(lì)大小有關(guān)，電感值的大小與其接入高頻振蕩電路后進(jìn)行電路參數(shù)優(yōu)化有關(guān)。

最后，通過(guò)比對(duì)不同參數(shù)下同一測(cè)量位置處耦合線圈傳感器的靈敏度，確定耦合線圈傳感器最優(yōu)參數(shù)，找到最優(yōu)參數(shù)下檢測(cè)信號(hào)最完整的測(cè)量位置即人體后背心臟正上方位置。

通過(guò)matlab軟件對(duì)不同參數(shù)下同一測(cè)量位置處的耦合線圈傳感器測(cè)量靈敏度進(jìn)行仿真，最終選擇線圈匝數(shù)為10匝，平均直徑為5.8cm，且選擇電感值約為12uh的圓形pcb平面螺旋電感，如圖16所示。通過(guò)comsolmultyphysics軟件建立人體心肺區(qū)域的3d模型圖，并仿真分析線圈處于不同測(cè)量位置時(shí)檢測(cè)信號(hào)的完整性，最終選取人體后背心臟正上方位置(胸骨左側(cè)2cm，約在第二至第五肋間區(qū)域)作為最佳測(cè)量位置。

采用本實(shí)施例所述系統(tǒng)進(jìn)行人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)的方法，包括：

受試者將耦合傳感器線圈佩戴到最佳測(cè)量位置，即人體后背心臟正上方位置；

激勵(lì)電路產(chǎn)生交互電流，交互電流通過(guò)耦合線圈傳感器后產(chǎn)生交互磁場(chǎng)作為激勵(lì)磁場(chǎng)，人體心肺區(qū)域作為被測(cè)物置于交互磁場(chǎng)中，激勵(lì)電路隨心肺區(qū)域的生命活動(dòng)改變輸出頻率信號(hào)；具體是心肺區(qū)域在進(jìn)行生命活動(dòng)時(shí)電導(dǎo)率發(fā)生變化，進(jìn)而改變耦合線圈傳感器的阻抗，影響激勵(lì)電路輸出的頻率信號(hào)；

信號(hào)處理模塊對(duì)測(cè)量前端模塊輸出的頻率信號(hào)進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測(cè)模塊中的微處理器對(duì)信號(hào)處理模塊輸出的頻率信號(hào)計(jì)數(shù)，根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

所述根據(jù)信號(hào)頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷，具體是：

若信號(hào)頻率變化范圍在180hz～220hz，則當(dāng)前人體處于正常呼吸狀態(tài)；

若信號(hào)頻率變化范圍在280hz～360hz，則當(dāng)前人體處于深呼吸狀態(tài)；

若信號(hào)頻率變化范圍在45hz～80hz，則當(dāng)前人體處于暫停呼吸狀態(tài)。