CN109998557A - 一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及筛查监护技术领域，具体为一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，包括筛查仪，所述筛查仪的表面设有显示屏和物理按键，所述筛查仪的外部套设有硅胶护套，所述硅胶护套后方设有支架，本发明通过血氧饱和度检测组件能够检测出新生儿的血氧饱和度，测出患儿双部位的血氧饱和度值，探索并得出反射式血氧检测的理论依据，结合现阶段高效的电子元器件和具有丰富功能的算机设计硬电路更加的简单高效可靠。本发明同时通过检测心脏杂音以及上述双部位血氧饱和度结果来判断心脏有无先天畸形，实现简单、功能稳定、使用方便，应用广泛，具有实际意义。

Description

一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统

技术领域

本发明涉及筛查监护技术领域，具体为一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统。

背景技术

新生儿先天性心脏病筛查的方法为双指标法，是指通过对心脏的听诊和脉搏血氧饱和度的检测，来对新生儿先天性心脏病进行筛查。这种方法简单易行，无创伤性，有较高的可靠性，适合新生儿的筛查。但现在没有一款兼顾脉搏血氧饱和度检测以及心脏杂音检测的仪器，临床上要筛查先心病必须采用脉搏血氧饱和度仪检测两个部位的血氧饱和度，还要应用听诊器来听诊心脏杂音的方法来进行，而且血氧饱和度检测仪器体积过大，有繁多的导联线，不论是拿持、检测还是观看均不方便，鉴于此，我们提出一种便于拿持和观看的新生儿先心病实时动态筛查监护装置，这样可以自动检测出新生儿两个部位的血氧饱和度，同时显示是否存在心脏杂音以及其性质强度，在医护人员进行筛查时又可以进一步节约人力时间，同时结果更加准确可靠。

发明内容

本发明的目的在于提供一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，以解决上述背景技术中提出的问题。

为实现上述目的，本发明提供如下技术方案：

一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，包括筛查仪，所述筛查仪的表面设有显示屏和物理按键，所述筛查仪的外部套设有硅胶护套，所述硅胶护套后方设有支架。

作为优选，所述硅胶护套的背面设有手掌套，所述手掌套与人手形状相同，所述手掌套的底部设有多个用于手指插入的指孔。

作为优选，所述筛查仪的两侧壁对称设有U形杆，所述硅胶护套的两侧开设有用于避让U形杆的方槽，所述支架呈U形结构且与所述硅胶护套的表面形状贴合，所述支架的两端均设有卡套，且卡套与U形杆卡接配合，所述支架的背面设有支杆且支杆呈倾斜设置。

作为优选，还包括由血氧传感器、探头驱动电路、初级放大电路、滤波电路、隔直放大电路、第一单片机、A/D转换器、电源管理电路、串口通信电路和液晶显示电路组成的血氧检测系统。

作为优选，所述第一单片机的I/O接口分别与探头驱动电路和液晶显示电路电性连接，所述探头驱动电路与所述血氧传感器电性连接，所述血氧传感器的输出端与所述初级放大电路电性连接，所述初级放大电路与所述滤波电路电性连接，所述滤波电路与所述隔直放大电路电性连接，所述隔直放大电路与所述A/D转换器电性连接，所述A/D转换器与所述第一单片机的I/O接口电性连接，所述电源管理电路与所述第一单片机的电源输入端口电性连接，所述串口通信电路与所述第一单片机的双向I/O接口信号连接。

作为优选，还包括由光电传感器、低通放大器、比较器、第二单片机和数码显示电路组成的心率检测系统。

作为优选，所述光电传感器的输出端与所述低通放大器电性连接，所述低通放大器与所述比较器电性连接，所述比较器与所述第二单片机的I/O接口电性连接，所述第二单片机的I/O接口与所述数码显示电路电性连接。

作为优选，所述显示屏的信号输入端分别与所述数码显示电路和所述液晶显示电路电性连接。

与现有技术相比，本发明的有益效果是：

1、本发明通过血氧饱和度检测组件能够检测出新生儿的血氧饱和度测出患儿双部位的血氧饱和度值，探索并得出反射式血氧检测的理论依据，结合现阶段高效的电子元器件和具有丰富功能的算机设计硬电路更加的简单高效可靠。

2、本发明通过检测心脏杂音来判断心脏有无先天畸形，实现简单、功能稳定、使用方便，应用广泛，具有实际意义。

3、本发明可根据使用需要可选择拆卸和装上支架，通过支架的支杆能够实现将筛查仪支撑在桌面上进行使用，使筛查仪呈倾斜状支撑在桌面上，更加便于观看。

本发明通过血氧饱和度检测组件能够检测出新生儿的血氧饱和度，测出患儿双部位的血氧饱和度值，探索并得出反射式血氧检测的理论依据，结合现阶段高效的电子元器件和具有丰富功能的算机设计硬电路更加的简单高效可靠。本发明同时通过检测心脏杂音以及上述双部位血氧饱和度结果来判断心脏有无先天畸形，实现简单、功能稳定、使用方便，应用广泛，具有实际意义。

附图说明

图1为本发明的整体结构示意图；

图2为本发明的结构爆炸示意图之一；

图3为本发明的结构爆炸示意图之二；

图4为本发明中A处的结构放大示意图；

图5为本发明中血氧检测系统的模块示意图；

图6为本发明中血氧传感器的芯片引脚图；

图7为本发明中血氧传感器的电路图；

图8为本发明中初级放大电路的电路图；

图9为本发明中滤波电路的电路图；

图10为本发明中A/D转换器的电路图；

图11为本发明中A/D转换器的引脚图；

图12为本发明中电源管理电路的模块图；

图13为本发明中电源管理电路的电路图；

图14为本发明中串口通信电路的电路图；

图15为本发明中液晶显示电路的电路图；

图16为本发明中心率检测系统的模块图；

图17为本发明中光电传感器的取样电路电路图；

图18为本发明中低通放大器的引脚图；

图19为本发明中低通放大器的电路图；

图20为本发明中第二单片机的电路图；

图21为本发明中数码显示电路的电路图。

图中：1、筛查仪；10、显示屏；11、物理按键；12、U形杆；2、硅胶护套；20、方槽；21、手掌套；22、指孔；3、支架；30、支杆；31、卡套。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

在本发明的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”、“内”、“外”、“顺时针”、“逆时针”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的设备或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个该特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是两个或两个以上，除非另有明确具体的限定。

实施例1：

一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，如图1-4所示，包括筛查仪1，筛查仪1的表面设有显示屏10和物理按键11，筛查仪1的外部套设有硅胶护套2，硅胶护套2 后方设有支架3，硅胶护套2用于保护筛查仪1避免碰撞或摔坏。

硅胶护套2的背面设有手掌套21，手掌套21与人手形状相同，手掌套21的底部设有多个用于手指插入的指孔22，手掌套21符合人体工程学设计，通过将手指插入指孔22中能够便于使用者拿持。

筛查仪1的两侧壁对称设有U形杆12，硅胶护套2的两侧开设有用于避让U形杆12的方槽20，支架3呈U形结构且与硅胶护套2的表面形状贴合，支架3的两端均设有卡套31，且卡套31与U形杆12卡接配合，支架3的背面设有支杆30且支杆30呈倾斜设置，卡套31为大半圆弧形结构，通过卡套31的形变可卡在U形杆12外部实现支架3与筛查仪1的连接，根据使用需要可选择拆卸和装上支架3，通过支架3的支杆30能够实现将筛查仪1支撑在桌面上进行使用，使筛查仪1呈倾斜状支撑在桌面上，更加便于观看。

实施例2：

该无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统还包括由血氧传感器、探头驱动电路、初级放大电路、滤波电路、隔直放大电路、第一单片机、A/D转换器、电源管理电路、串口通信电路和液晶显示电路组成的血氧检测系统。

第一单片机的I/O接口分别与探头驱动电路和液晶显示电路电性连接，探头驱动电路与血氧传感器电性连接，血氧传感器的输出端与初级放大电路电性连接，初级放大电路与滤波电路电性连接，滤波电路与隔直放大电路电性连接，隔直放大电路与A/D转换器电性连接，A/D转换器与第一单片机的I/O接口电性连接，电源管理电路与第一单片机的电源输入端口电性连接，串口通信电路与第一单片机的双向I/O接口信号连接。

具体的，如图5所示，本发明人经过分析客观需求，考虑实际情况，在本实施例中，利用第一单片机、基于工程的实现(从工程可实现稳定可靠性经济实用和体积小等特点)、系统分析和实验的仿真研究，设计了上述的血氧检测系统，本论文进行血氧饱和度检测，由第一单片机(型号为AT89S52)的定时器周期性产生控制信号使、红外管交替形成。通过光调制，依照一定的频率产生、暗和红外光三状态。采用这种驱动方式，可以使发光二极管处于瞬时状态，从而大提高管的瞬时发光强度降低热耗，还可以延件的使用寿命。周期性控制信号率选定工频的整数倍(本实施例使用为20HZ)，以降低工频干扰。低工频干扰。调制脉冲信号通过组织被光二极管接收后重新转化为电压信号，当脉搏动时，过组织的血液流量发生变化，和红外的光强随之相应地发生，变化的强信号由光电二极管接收并转为变化的电压信号，就得到了经过调制的光电脉搏波信号。将两路调制信号先送入测电路检出脉搏波，然后将这两路信号经过放大滤波后每又分为直和交流电，然后送入信号采集电路进行模数转换，采集得数值通过串口传到计算机进行数据处理，后得到血氧饱和度的结果在存储器中，并传到显示屏10上显示出来。

本实施例中的血氧传感器采用TOSHIBA公司生产的大电流驱动芯片ULN2803作为发光二极管核心驱动器件，如图6和图7所示，ULN2803是由八对达林顿管组成的高压大电流驱动芯片，主要特点是：输入兼容标准的TL电平；带有输出钳位二极管；可持续输出高达50V的电压；输出电流最大达50mA,给用户可调电流范围带来了极大的方便；采用OC门输出，低逻辑电平驱动输出。脉搏波检测时，将检测导联线分别套在新生儿的上肢和下肢，并与筛查仪1连接，从第一单片机周期性产生控制信号,产生信号频率为200Hz，占空比为 1/6的方波-A和-B，使红、红外光管交替发光，通过驱动器控制两个发光二极管的发光和熄灭。C信号为高电平时是暗光状态，控制着正负极性切换的模拟开关，这样我们就可以按时序形成红光、不发光、红外光三个工作状态，从面消除背景光的干扰，减少误差，提高测量的准确性，血氧传感器采用的是波长为660nm的红光和波长为940nm的红外光作为发光二极管进行血氧饱和度的无创检测，在检测过程中，有效地控制两路发光管交替发光采集脉搏波信号，可以提高脉搏波检测的准确度，当RLED_CTR1为高电平、RLED_CTR2 为低电平，IRLED_CTR1为低电平、IRLEDCTRL2为高电平时，三极管Q2,Q3导通，Q1,Q4 截止，则触发红外光管发光，产生的光强信号通过组织后也被光电极管接收。反之，三极管Q1、Q4导通，Q2、Q3截止，触发红光管发光，产生的光强信号通过组织后被光电二极管接收；当RLED_CTRL1为高电平、RLEDCTRL2为低电平，IRLED_CTRL1为高电平、 IRLED_CTRL2为低电平时，四个三极管全部截止，两个发光管都不发光，即为暗光状态，当组织中的血液流量发生变化时，通过组织的光强也会发生变化，这种变化被两路信号调制后由光二极管接收并转化为压信号，送入后初级放大电路。

因所采集到的光电脉搏波信号比较微弱，需要通过一个初步放大电路对信号量进行初步放大，所设计电路图如图7所示。此初级放大电路采用差动放大，主要考虑是差动电路的优点是能够抑制温漂并能有效抵消随机噪声，提高信噪比。信号由输入端输入，经过所设计电路初步放大后，噪声和温漂被初步抑制，同时在每一个差动放大的输入与输出之间分别加入了电容C11、C12、C13,可消除高频噪声，但选择合适容值的电容对信号的后处理是达到比较好的效果，这样跟随器A2：B能够输出比较稳定的信号，总电路具有高输入阻抗、低失调电压、稳定放大倍数和低输出阻抗等优点，是具有较高抑制共模干扰能力的测量放大器,因此被广泛应用到那些提供微弱信号而共模干扰较大的场合和生物医学测量中。

滤波电路设计如图8所示，它是一个典型的二阶有源滤波器，其截止频率为12.65Hz，品质因数ξ为0.75。因为脉搏血氧信号的高频成份在基频的5倍频处，幅值已是很小，所以该滤波器能使脉搏光电信号完整的通过，而对50Hz的工频有较强地抑制。被初步放大的脉搏波信号，通过低通滤波后，其脉冲调制的幅度已经复原，但波形毛刺较多，并且脉搏包括直流和交流电2个部分，因直流量较大，反应血流量变化的交流量没有得到充分放大，不便于信号的采集和数据的处理，因此将滤波后的信号送入隔直放大电路，对交流成份放大，并将部分低频成份滤掉。

经低通滤波之后的光电脉搏波信号包括红光直流，红光交流，红外直流,红外交流四路电信号，其中直流分量比较强，交流分量比较弱。当流过动脉的血液流量发生变化时，光强信号(即脉搏波信号)也会发生变化，这种变化转化为电信号也就是交流分量部分, 所以交流信号在测量人体血氧饱和度方面起着关键作用，它反应了人体脉动变化的情况。而且人体动脉血管对红光和红外光的吸光度不同，红光的脉动起伏比红外光小，即代表红光的光强信号的交流分量要小于红外光的光强信号的交流分量。因此，如果对信号进行简单的放大会出现以下几个问题：(1)、整个信号超出放大器的动态范围，而交流信号仍未得到足够放大；(2)、越是交流分量小的信号，整个信号就越容易饱和，所以交流分量也就难以得到足够的放大；(3)、红外光的交流分量已超出放大器的范围，而红光的交流分量仍很小。通过低通滤波以后，信号的直流分量上叠加了微弱的交流成分。基于以上问题，本发明人设计了隔直放大电路如图10所示，信号通过此电路时，电路将整个信号中的直流信号隔去,对交流信号进行放大，从而解决了整个信号易饱和而交流信号还没充分放大的问题。而在对信号的解调过程中，把红光信号与红外光信号分开，通过设计对红光与红外光不同的放大倍数来解决了红外光的交流分量已经超出放大器的放大范围，而红光的交流分量仍然很小的问题,经过隔直放大电路后，红光交流，红外交流都得到了有效的放大，并将部份低频成份滤出,输出的四路信号较稳定,分别将他们送入信号采样与处理模块作数据采集。

在信号的采样电路上,如图10和图11所示,本发明中的A/D转换器采用美国TI公司生产的11通道10位TLC1543模数转换芯片采集数据。因为TLC1543是美国TI公司生产的众多串行A/D转换器中的之一，它是一种高性价的A/D转换器，具有转换精度高、输入通道多、传输速度快、使用灵活和价格低廉等优点。它有一个3态输出端和三个输入端：输入/输出时钟(I/0 CLOCK)、片选(CS)、地址输入(ADDRESS)和数据输出(SD0)。片内含有14通道多路选择器可以选择11个输入中的任何一个或3个内部自测试 (self-test)电压中的一个。片内设有自动采样保持电路。在转换结束时，“转换结束”信号(E0C)输出端变高，以指示转换的完成。通过一个直接的四线接口与主处理器或其外围的串行口通讯。该芯片中的转换器结合外部输人的差分高阻的基准电压，具有简化比率转换、刻度以及模拟电路与逻辑电路和电源噪声隔离的特点。开关电容的设计可以使在整个温度范围内有较小的转换误差。系统时钟由片内产生，并与(I/0 CLOCK)同步。片内转换器的设计使器件具有高速(10μS转换时间)、高精度(10位分辨率、最大土LSB 线性误差)和低噪声的特点。

A/D转换器工作过程分为两个周期：I/0周期和实际转换周期。

I/0周期：开始，CS为高电平，I/0 CLOCK和ADDRESS被禁止，SD0为高阻状态。当串行口使CS变低，开始转换过程，I/0 CLOCK和ADDRESS开启，SD0端脱离高阻状态。在 I/0CL0CK的前4个脉冲上升沿，以MSB前导方式从ADDRESS口输入4位数据流到地址寄存器。这4位为模拟通道地址，控制14通道模拟多路器从11个模拟输入和3个内部自测电压中,选通一路送到采样--保持电路,该电路从第4个I/0CLOCK的下降沿开始对所选模拟输入进行采样，采样一直持续6个I/0 CL0CK周期，保持到第10个I/0 CL0CK的下降沿。同时，串口也从SDO端接收前一次转换的结果。它以MSD前导方式从SD0输出，但MSB出现在DATAOUT端的时刻取决于串行接口时序。TLC1543可以用工作，6种基本串行接口时序方式，所用串行时钟脉冲的数目也取决于工作的方式，到16个不等，但要开始进行转换，至少需要10个时钟脉冲。在第10个时钟的下降沿E0C输出变低，而当转换完成时回到逻辑高电平。需要说明的是：如果I/0 CL0CK的传送多于10个时钟,在第10个时钟的下降沿内部逻辑SD0也将变低以保证剩下的各位值是零。

转换周期：见前所述，转换开始于第4个I/0CLOCK的下降沿之后，片内转换器对采样值进行逐次逼近式A/D转换，其工作由I/0 CLOCK同步了的内部时钟控制。转换结果锁存在输出数据寄存器中，待下一个I/0 CLOCK周期输出。串行接口的时序方式，此器件有 6种基本的串行接口时序方式,鉴于本文篇幅所限，仅介绍工作方式1的工作时序(本器件应用部分的编程也是参照此时序)，这种方式是一种具有10时钟和CS在转换周期的无效 (高)的快速转换方式，CS下降沿使SDO引脚脱离高阻抗状态并启动一次I/0 CLOCK的工作过程。上一次转换结果的MSB出现在GS的下降沿，以MSB前导方式从SDO口输出数据，在前4个的I/0CLOCK上升沿将下一-次转换模拟通道地址打入ADDRESS端。整个构成需要 10个时钟周期。

本发明的电源管理电路如图12所示。MAX735把+5V电压转换为-5V电压的电路图如图 13所示，因为对于微弱信号的检测，50Hz工频信号对微弱信号的干扰很大，因此减小噪声，提高信噪比是整个系统硬件设计的基础，是关键模块之一，具体的，系统的供电电压为+12V,采用蓄电池供电。电源转换芯片L7805将+12V转换为+5V，向单片机和模拟电路提供正电源，同时将+5V电压送入DC-DC转换器MAX735，将+5V电压转换为-5V，作为模拟电路的负电源。

进一步地，经采集后的红光和红外光信号,需要用相应的计算机软件对其进行分析和处理，因此需要实现单片机和计算机之间的通讯。本发明的串口通信电路采用的用MAX232 芯片实现第一单片机和PC机之间的数据传输。MAX232芯片内有一个电源、电压变换器，可以把输入的+5V电源电压转换为RS--232C输出所需要的电平。串行通讯接口电路原理图如图14所示。

除此之外，经计算机处理后的血氧饱和度值，要通过液晶显示屏显示出来,这里所采用的显示屏10是三星的S6B0724391驱动控制器控制的图形点阵液晶。该液晶可以显示图形、数字和汉字，由64X 132点阵组成，如图21所示，S6B0724是一种单芯片图形点阵液晶驱动控制器，这种液晶芯片可以直接与微处理器相连，从微处理器接收串行数据或8位并行数据，并把显示数据存储在片外显示数据RAM区，同时产生独立于微处理器的液晶显示驱动信号。S680724包含64行驱动电路和132列驱动电路，所以只要一片芯片就可以驱动64 X 132点阵显示。通过使用主从多片芯片可以提高显示能力。由于不需要外部操作时钟，所以执行显示数据RAM区的读写操作只需很小的功耗。另外，该液晶含有液晶驱动所需的电源供应电路，利用最少的部件获得最低的功耗。

实施例3：

该无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统还包括由光电传感器、低通放大器、比较器、第二单片机和数码显示电路组成的心率检测系统。

光电传感器的输出端与低通放大器电性连接，低通放大器与比较器电性连接，比较器与第二单片机的I/O接口电性连接，第二单片机的I/O接口与数码显示电路电性连接。

具体的，本实施例的心率检测系统采用单片机AT89C51为控制核心，实现心率监测系统的基本测量功能。该系统的硬件框图如图16所示：具体为，当听诊器贴合于新生儿的心脏或其他脉搏部位时，随着心脏的跳动，血管中血液的流量将发生变换。由于在光电传感器的光传递路径中，血管中血液饱和度的变化会引起光的强度发生变化，因此和心跳的节拍相对应，红外接收三极管的电流也跟着改变，这就使红外接收三极管输出脉冲信号。该信号经放大、滤波、整形后输出，输出的脉冲信号作为第二单片机外部中断信号。第二单片机电路对输入的脉冲信号进行计算处理之后把结果送到数码管显示。

具体的，本实施例中的光电传感器由红外发光二级管和接收三极管组成。采用GaAs 红外发光二极管作为光源时，可基本抑制由呼吸运动造成的心率波曲线的漂移。红外接收三极管在红外光照射下能产生电能，它的特性是将光信号转换为电信号。在本实施例中，红外接收三极管和红外发射二极管相对摆放以获得最佳的指向特性，从光源发出的光除了被人体组织吸收以外，一部分由血液漫反射返回，其余部分透射出来。光电传感器按照光的接收方式可分为透射式和反射式两种。其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，这种方法可较好地反映出心律的时间关系。因此本发明采用了透射型光电传感器,实现了光电隔离,减少了对后级模拟电路的干扰。

光电传感器的心率信号取样电路如图17所示，U4是红外发射和接收装置，由于红外发射二极管中的电流越大，发射角度越小，产生的发射强度就越大，所以对R17阻值的选取要求较高。R17选择270Ω同时也是基于红外接收三极管感应红外光灵敏度考虑的。R17过大，通过红外发射二极管的电流偏小，红外接收三极管无法区别有心跳和无心跳时的信号。反之，R17过小，通过的电流偏大，红外接收三极管也不能准确地辨别有心跳和无心跳时的信号，通过检测人体来采取脉搏信号，从而得到心率信号。当离开传感器或检测到较强的干扰光线时，输入端的直流电压会出现很大变化，为了使它不致泄露到U3A输入端而造成错误指示，用C8、C10串联组成的双极性耦合电容把它隔断。

低通放大器采用LM324四运放集成电路，如图18所示，它采用14脚双列直插塑料封装，它的内部包含四组形式完全相同的运算放大器，除电源共用外，四组运放相互独立，它有5个引出脚，其中“+”、“-”为两个信号输入端，“V+”、“V-”为正、负电源端，“Vo”为输出端。两个信号输入端中，Vi-(-)为反相输入端，表示运放输出端Vo的信号与该输入端的相位相反；Vi+(+)为同相输入端，表示运放输出端Vo的信号与该输入端的相位相同，由于通过光电传感器接收到的信号极其微弱，容易被其外围电路所干扰，因此系统必须为信号处理电路提供电源。检测到的信号经过LM324放大器放大后仍存在较大的偏置电压，因此必须在信号输入端加滤波电容，将电路中的直流成份滤掉并保证不影响交流信号的传递。该系统按人体心率在运动后跳动次数达200次/分钟的计算来设计低通放大器，如图19所示。R24、C6组成低通滤波器以进一步滤除残留的干扰，截止频率由 R24、C6决定，运放U3A将信号放大，放大倍数由R22和R24的比值决定。经过低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波。根据一阶有源滤波电路的传递函数，可得：

放大倍数为：

截止频率为：

按人体心率跳动为200次/分钟时的频率是3.3 Hz考虑，低频特性是令人满意的。经过低通放大后输出的信号是叠加有噪声的脉动正弦波。

其次，第二单片机采用AT89C51单片机最小系统作为信号的处理电路，如图20所示，来自取样和整形输出电路的脉冲电平输入单片机AT89C51的/INTO脚，第二单片机设为负跳变中断触发模式，每次脉冲下降沿到达时触发第二单片机产生中断并进行计时，来一个脉冲心跳次数就加一；定时器中断主要完成一分钟的定时功能。

进一步地，数码显示电路采用LED数码管动态扫描来显示数据。两个4位的共阳极LED 数码管组成8位显示，其中0、1两位显示测量中的时间，3、4两位显示测量中的心跳次数，6、7两位用来显示上次测量的数据，如图21所示。单片机P0口控制显示字型，P2 口控制显示字位。

以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和本发明的优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的仅为本发明的优选例，并不用来限制本发明，在不脱离本发明精神和范围的前提下，本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明范围内。本发明要求保护范围由所附的权利要求书及其等效物界定。

Claims (8)

1.一种无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，包括筛查仪(1)，其特征在于：所述筛查仪(1)的表面设有显示屏(10)和物理按键(11)，所述筛查仪(1)的外部套设有硅胶护套(2)，所述硅胶护套(2)后方设有支架(3)。

2.根据权利要求1所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：所述硅胶护套(2)的背面设有手掌套(21)，所述手掌套(21)与人手形状相同，所述手掌套(21)的底部设有多个用于手指插入的指孔(22)。

3.根据权利要求2所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：所述筛查仪(1)的两侧壁对称设有U形杆(12)，所述硅胶护套(2)的两侧开设有用于避让U形杆(12)的方槽(20)，所述支架(3)呈U形结构且与所述硅胶护套(2)的表面形状贴合，所述支架(3)的两端均设有卡套(31)，且卡套(31)与U形杆(12)卡接配合，所述支架(3)的背面设有支杆(30)且支杆(30)呈倾斜设置。

4.根据权利要求1所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：还包括由血氧传感器、探头驱动电路、初级放大电路、滤波电路、隔直放大电路、第一单片机、A/D转换器、电源管理电路、串口通信电路和液晶显示电路组成的血氧检测系统。

5.根据权利要求4所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：所述第一单片机的I/O接口分别与探头驱动电路和液晶显示电路电性连接，所述探头驱动电路与所述血氧传感器电性连接，所述血氧传感器的输出端与所述初级放大电路电性连接，所述初级放大电路与所述滤波电路电性连接，所述滤波电路与所述隔直放大电路电性连接，所述隔直放大电路与所述A/D转换器电性连接，所述A/D转换器与所述第一单片机的I/O接口电性连接，所述电源管理电路与所述第一单片机的电源输入端口电性连接，所述串口通信电路与所述第一单片机的双向I/O接口信号连接。

6.根据权利要求5所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：还包括由光电传感器、低通放大器、比较器、第二单片机和数码显示电路组成的心率检测系统。

7.根据权利要求6所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：所述光电传感器的输出端与所述低通放大器电性连接，所述低通放大器与所述比较器电性连接，所述比较器与所述第二单片机的I/O接口电性连接，所述第二单片机的I/O接口与所述数码显示电路电性连接。

8.根据权利要求7所述的无线新生儿先心病实时动态筛查监护系统，其特征在于：所述显示屏(10)的信号输入端分别与所述数码显示电路和所述液晶显示电路电性连接。