CN111657894A - 健康检测装置 - Google Patents

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CN111657894A CN202010602744.6A CN202010602744A CN111657894A CN 111657894 A CN111657894 A CN 111657894A CN 202010602744 A CN202010602744 A CN 202010602744A CN 111657894 A CN111657894 A CN 111657894A
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resistor
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刘建兵
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Abstract

本发明实施例涉及健康监测技术领域，公开了一种健康检测装置，该装置包括：微动传感器，用于采集人体的心冲击信号；咪头阵列，用于采集人体的心肺音信号；信号处理电路，用于对所述心冲击信号和所述心肺音信号进行处理，得到处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号，并将所述处理后的心冲击信号和所述处理后的心肺音信号发送至微处理器；微处理器，用于根据所述处理后的心冲击信号计算心率和呼吸率，根据所述处理后的心肺音信号计算心肺音幅值和心肺音周期，并根据所述心率、所述呼吸率、所述心肺音幅值和所述心肺音周期确定人体心肺是否异常。通过上述方式，本发明实施例实现了人体健康检测。

Description

健康检测装置
技术领域
本发明实施例涉及健康监测技术领域，具体涉及一种健康监测装置。
背景技术
随着生活水平的提高和生活节奏的加快，人们越来越关注个人身体健康程度，以及，希望时常监测身体状态以了解身体状况。
目前市场上的健康检测产品检测信号单一，检测结果不准确。
发明内容
鉴于上述问题，本发明实施例提供了一种健康检测装置，用于解决现有技术中存在的现有检测产品检测信号单一造成的检测结果不准确的问题。
根据本发明实施例的一个方面，提供了一种一种健康检测装置，所述装置包括：
微动传感器，用于采集人体的心冲击信号；
咪头阵列，用于采集人体的心肺音信号；
信号处理电路，用于对所述微动传感器采集的心冲击信号和所述咪头阵列采集的心肺音信号进行处理，得到处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号，并将所述处理后的心冲击信号和所述处理后的心肺音信号发送至微处理器；
微处理器，用于接收所述处理后的心冲击信号和所述处理后的心肺音信号，根据所述处理后的心冲击信号计算心率和呼吸率，根据所述处理后的心肺音信号计算心肺音幅值和心肺音周期，并根据所述心率、所述呼吸率、所述心肺音幅值和所述心肺音周期确定人体心肺是否异常。
在一种可选的方式中，所述信号处理电路包括：第一信号处理电路和第二信号处理电路；
所述第一信号处理电路的输入端与所述微动传感器的输出端连接，所述第一信号处理电路的输出端与所述微处理器连接，所述第一信号处理电路对所述微动传感器采集的心冲击信号进行处理，并将处理后的心冲击信号发送至所述微处理器；
所述第二信号处理电路的输入端与所述咪头阵列的输出端连接，所述第二信号处理电路的输出端与所述微处理器连接，所述第二信号处理电路对所述咪头阵列采集的心肺音信号进行处理，并将处理后的心肺音信号发送至所述微处理器。
在一种可选的方式中，所述第一信号处理电路包括电荷放大电路和滤波电路；所述电荷放大电路的输入端与所述微动传感器的输出端连接，所述电荷放大电路的输出端与所述滤波电路的输入端连接；所述滤波电路的输出端与所述微处理器连接；所述电荷放大电路用于对所述微动传感器采集的心冲击信号进行放大，所述滤波电路用于对放大后的心冲击信号进行滤波，得到处理后的心冲击信号，并将处理后的心冲击信号发送至所述微处理器。
在一种可选的方式中，所述电荷放大电路包括放大电路；所述电荷放大电路包括滤波电容、第一保护二极管、第二保护二极管、匹配电阻、匹配电容、第一信号放大器、第一分压电阻、第二分压电阻、第一稳压电容、第一反馈电容和第一反馈电阻；
所述滤波电容的一端与所述微动传感器的输出端连接，所述滤波电容的另一端与所述匹配电阻连接，所述匹配电阻与所述匹配电容串联连接，所述匹配电容的另一端与所述第一信号放大器的反相输入端连接；所述滤波电容对所述心冲击信号进行滤波，并通过所述匹配电阻和所述匹配电容传输至所述第一信号放大器的反相输入端；
所述第一保护二极管的正极与所述滤波电容的另一端连接，负极与外部工作电源连接；所述第二保护二极管的正极接地，负极与所述滤波电容的另一端连接；所述第一保护二极管和所述第二保护二极管用于保护电路正常工作；
所述第一分压电阻的一端与所述外部工作电源连接，所述第一分压电阻的另一端与所述第二分压电阻的一端连接，所述第二分压电阻的另一端与所述第一信号放大器的同相输入端连接；所述第一稳压电容并联在所述第二分压电阻两端；
所述第一反馈电容和所述第一反馈电阻并联连接于所述第一信号放大器的输出端和所述第一信号放大器的反相输入端之间。
在一种可选的方式中，所述电荷放大电路还包括增益调控电路；所述增益调控电路包括第二信号放大器、第二反馈电容、第二反馈电阻、第一调节电路和第二调节电路；
所述第二反馈电容和所述第二反馈电阻并联连接于所述第二信号放大器的输出端和反相输入端之间；所述第二信号放大器的同相输入端与所述放大电路的输出端连接；所述第一调节电路和所述第二调节电路均与所述第二信号放大器的反相输入端连接；所述第一调节电路和所述第二调节电路共同用于调节所述增益调控电路的输出电压幅值。
所述第一调节电路包括第一调节电阻、第一NMOS管、第一限流电阻和第一稳压电阻；所述第一调节电阻连接于所述第二信号放大器的反相输入端和所述第一NMOS管的漏极之间，所述第一NMOS管的源极接地，栅极通过所述第一限流电阻与所述微处理器的第一信号控制端连接；所述第一稳压电阻并联在所述第一NMOS管的源极和栅极之间；
所述第二调节电路包括第二调节电阻、第二NMOS管、第二限流电阻和第二稳压电阻；所述第二调节电阻连接于所述第二信号放大器的反相输入端和所述第二NMOS管的漏极之间，所述第二NMOS管的源极接地，栅极通过所述第二限流电阻与所述微处理的第二信号控制端连接；所述第二稳压电阻并联在所述第二NMOS管的源极和栅极之间。
在一种可选的方式中，所述滤波电路包括至少一个有源滤波电路。
在一种可选的方式中，所述第二信号处理电路包括滤波单元，所述滤波单元与所述咪头阵列中的多个咪头连接，用于对各个咪头采集的心肺音信号进行滤波。
在一种可选的方式中，所述装置还包括提醒模块，所述提醒模块与所述微处理器的控制端连接；当所述微处理器确定人体心肺异常时，向所述提醒模块发送提醒信号，所述提醒模块根据所述提醒信号发出提醒。
在一种可选的方式中，所述装置还包括无线模块，所述无线模块与所述微处理器连接，用于使所述微处理器和外部设备进行通讯。
本发明实施例提供的健康检测装置可以同时对心冲击信号和心肺音信号进行采集，并根据采集的心冲击信号和心肺音信号确定人体健康状况，与现有技术相比，本发明实施例在确定人体健康状况时综合考虑了多个生理信号，得到的结果更加准确。
上述说明仅是本发明实施例技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明实施例的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明实施例的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举本发明的具体实施方式。
附图说明
附图仅用于示出实施方式，而并不认为是对本发明的限制。而且在整个附图中，用相同的参考符号表示相同的部件。在附图中：
图1示出了本发明实施例提供的一种健康检测装置的结构示意图；
图2示出了本发明实施例提供的一种健康检测装置中咪头阵列的排布图；
图3示出了本发明实施例提供的一种健康检测装置中微处理器计算心率的流程图；
图4示出了本发明实施例提供的一种健康检测装置中微处理器计算心率时融合序列的确定流程图；
图5示出了本发明实施例提供的一种健康检测装置中微处理器确定的融合序列的噪声对比图；
图6示出了本发明实施例提供的第一信号处理电路的原理图；
图7示出了本发明实施例提供的第二信号处理电路的原理图；
图8示出了本发明另一实施例提供的一种健康检测装置的结构示意图。
具体实施方式
下面将参照附图更详细地描述本发明的示例性实施例。虽然附图中显示了本发明的示例性实施例，然而应当理解，可以以各种形式实现本发明而不应被这里阐述的实施例所限制。
图1示出了本发明实施例的一种健康检测装置的结构示意图。如图1所示，该装置包括：微动传感器100，用于采集人体的心冲击信号；咪头阵列 200，用于采集人体的心肺音信号；信号处理电路300，用于对微动传感器100 采集的心冲击信号和咪头阵列200采集的心肺音信号进行处理，得到处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号，并将处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号发送至微处理器400；微处理器400用于接收处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号，根据处理后的心冲击信号计算心率和呼吸率，根据处理后的心肺音信号计算心肺音幅值和心肺音周期，并根据心率、呼吸率、心肺音幅值和心肺音周期确定人体心肺是否异常。
在本发明实施例中，微动传感器100可以是任何一种可以采集到微弱运动的传感器，例如，压电薄膜传感器或加速度传感器。优选的，微动传感器 100为压电薄膜传感器，从而实现对人体心冲击信号的无感监测。例如，压电薄膜传感器嵌于床垫或者放置在床单下方与人体胸腔相对应的位置，从而实现对人体心冲击信号的采集。
咪头阵列200也可以嵌入床垫中，实现对心肺音信号的无感监测。咪头阵列200中包含的多个咪头分布在与人体胸腔相对应的位置。优选的，多个咪头均匀分布在于人体胸腔相对应的位置，从而实现对心肺音信号的全面监测。图2示出了本发明实施例中咪头阵列的排布图，在具体实施过程中可以选择但不限于图2中示出的任意一个咪头阵列的排布方式。
信号处理电路300可以根据微动传感器100采集的心冲击信号的形式和咪头阵列200采集的心肺音信号的形式选择信号处理电路，实现信号的放大滤波等处理。
微处理器400根据处理后的心冲击信号计算心率和呼吸率，根据处理后的心肺音信号计算心肺音幅值和心肺音周期，并根据心率、呼吸率、心肺音幅值和心肺音周期确定人体心肺是否正常。
本发明实施例并不限定微处理器400计算心率、呼吸率、心肺音幅值以及心肺音周期的方式。
在一种可行的实施方式中，微处理器首先对处理后的心冲击信号和心肺音信号进行采样，采样率可以由本领域技术人员在实施本发明实施例时进行设定，本发明实施例并不以此为限。微处理器400通过32阶FIR滤波器对采样的心冲击信号进行3～20Hz的数字滤波，从而从采样的心冲击信号中分离出分离心跳信号。对于分离出心跳信号后的信号通过16阶FIR滤波器对信号进行0～1Hz的数字滤波，从而分离出呼吸信号。分别计算心跳信号和呼吸信号中相邻的两个峰值点之间的采样时间差，得到心跳周期和呼吸周期。根据心跳周期和呼吸周期计算每一分钟内的心跳次数和呼吸次数得到心率和呼吸率。
在一种实施方式中，对于采样后的心肺音信号，微处理器400通过64阶 FIR数字滤波器进行10～200Hz的数字滤波，对于滤波后的信号通过希尔伯特变换进行包络提取，得到心肺音包络。心肺音包络中每一个峰值点的幅值为心肺音幅值，相邻两个峰值点对应的采样时间差为心肺音周期。
在一些实施例中，微处理器400根据信号处理电路300处理后的心冲击信号和心肺音信号计算心率具体包括如图3所示的如下步骤：
步骤110：接收处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号。
步骤120：对处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号进行采样，得到心冲击信号对应的第一采样信号和心肺音信号对应的第二采样信号。
在本步骤中，按照预设采样率对处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号同时进行采样，得到处理后的心冲击信号对应的第一采样信号和处理后的心肺音信号对应的第二采样信号。每一个采样时刻对应有第一采样信号中的一个采样点和第二采样信号中的一个采样点。采样后得到的第一采样信号中包含的采样点的个数与第二采样信号中包含的采样点的个数相同。本发明实施例并不限定预设采样率的具体数值。例如，在一种实施方式中，预设采样率为40Hz，即每1/40秒从心冲击信号和心肺音信号中分别采集一个数据。
步骤130：根据第一采样信号和第二采样信号，得到第一采样信号和第二采样信号对应的融合序列。
在本步骤中，第一采样信号包含心冲击信号和噪声信号，第二采样信号中包含心肺音信号和噪声信号。心冲击信号和心肺音信号是根据同一用户的心脏心冲击信号和心肺音信号得到的，因此，心冲击信号和心肺音信号具有相同的周期。噪声信号由于是随机产生的，因此为非周期信号。将第一采样信号的第一采样点和第二采样信号的第二采样点的相关性函数值作为融合采样点，多个融合采样点组成融合序列。其中，第一采样点和第二采样点对应同一采样时刻。
由于第一采样信号和第二采样信号为周期性信号，第一采样信号和第二采样信号的相关性函数值仍然是周期性信号，且相关性函数值对应的周期与第一采样信号和第二采样信号的周期相同，幅值增大。而噪声信号为非周期信号，经过相关性计算后，噪声信号的幅值减小。因此，融合序列增大了用于反馈心率的信号的信号幅值与噪声信号的信号幅值之间的幅值差，使得该周期性数列中包含的噪声信号造成的干扰相较于心冲击信号或心肺音信号中的干扰明显降低。
步骤140：根据融合序列确定用户的心率。
在本步骤中，计算融合序列中相邻的两个峰值点对应的采样时刻之间的差值，得到心跳周期。同一个用户在不同周期的心跳峰值相同，因此，相邻两个峰值点对应的采样时刻之间的差值即为心跳周期。
心率是每分钟的心跳次数，心跳周期是一次心跳的时间，因此，心率＝60/T，其中，T为心跳周期。
本发明实施例将获取到的心冲击信号和心肺音信号进行采样，得到心冲击信号对应的第一采样信号和心肺音信号对应的第二采样信号，将第一采样信号中的第一采样点和第二采样信号中的第二采样点的相关性函数值作为融合采样点，得到融合序列，由于心冲击信号和心肺音信号中的噪声信号不具有周期性，因此，融合序列中的噪声信号的幅值明显减弱，而不包含噪声信号的心冲击信号和心肺音信号的周期相同，通过相关计算后得到的融合序列的幅值增大，根据融合序列中的峰值点得到的心跳周期更加准确，进一步计算得到的心率也更加准确。通过本发明实施例，解决了现有技术中采集信号中包含噪声信号时计算得到的心率不准确的问题。此外，当本发明实施例用于双人床场景中对两个人的信号同时进行采集时，其中一个人的信号作为主信号，另外一个人的信号为噪声信号，通过本发明实施例可以排除另外一个人的噪声信号对主信号的干扰，保证两个人的心率计算准确性。
在一些实施例中，微处理器400确定融合序列包括如图4所示的如下步骤：
步骤210：对第一采样信号进行数字滤波处理，得到第一序列。
在本步骤中，第一采样信号是对心冲击信号进行采样得到的，心冲击信号是若干个离散的点信号，因此，第一采样信号也是离散的点信号。对第一采样信号进行的处理包括数字滤波处理，以滤除第一采样信号中的噪声，得到信噪比较高的第一序列。本发明实施例并不限定数字滤波的具体方式，例如，本发明实施例中所使用的数字滤波方法可以是算数平均值法、中位值滤波法、限幅滤波法或惯性滤波法中的任意一种。第一序列中包括多个第一采样点，第一序列中第一采样点的个数与第一采样信号中包含的采样点个数相同。
步骤220：对第二采样信号进行数字滤波处理，得到滤波后的第二采样信号。
在本步骤中，第二采样信号是对心肺音信号进行采样得到的，心肺音信号是载波信号，因此，第二采样点也是载波信号。对第二采样信号进行数字滤波的方法也可以选择步骤210所述的任意一种数字滤波方法。对第二采样信号进行数字滤波的方法可以和第一采样信号进行数字滤波的方法相同，也可以和第一采样信号进行数字滤波的方法不同。优选的，对第二采样信号进行数字滤波的方法与第一采样信号进行数字滤波的方法相同，以节约计算资源。
步骤230：通过希尔伯特变换提取滤波后的第二采样信号的包络，得到第二序列。
在对第二采样信号滤波后，对滤波后的第二采样信号进行包络提取，以获取第二采样信号的幅值，便于与第一采样信号进行相关性计算。本发明实施例并不限定对第二采样信号进行包络提取的具体方式，例如，在一种具体的实施方式中，通过希尔伯特变化提取滤波后的第二采样信号的包络，得到第二序列。
第二序列中包括多个第二采样点。第二序列中第二采样点的个数与第二采样信号中包含的采样点个数相同。由于第一采样信号和第二采样信号是通过同一采样率分别对心冲击信号和心肺音信号进行采样得到的，因此，第一采样点和第二采样点的数量相同，一个第一采样点和一个第二采样点对应同一个采样时刻。
步骤240：计算第一序列中的第一采样点和第二序列中的第二采样点在预设时间窗口内的第一采样时刻的相关性函数值，得到融合序列。
在本步骤中，预设时间窗口是一个预设时间段，本发明不以预设时间段包含的具体时间为限。第一序列包含心冲击信号和噪声信号，第二序列中包含心肺音信号和噪声信号。心冲击信号和心肺音信号是根据同一用户的心脏心冲击信号和心肺音信号得到的，因此，心冲击信号和心肺音信号具有相同的周期。噪声信号为非周期信号。心冲击信号和心肺音信号的相关性函数值仍然是周期性信号，且相关性函数值对应的周期与心冲击信号和心肺音信号的周期相同，幅值增大。而噪声信号为非周期信号，因此，噪声信号的相关性函数值很小。图5示出了融合序列的噪声对比图，如图5所示，融合序列为周期性数列，该周期性数列中包含的噪声信号造成的干扰相较于心冲击信号或心肺音信号中的干扰明显降低。
本发明实施例将获取到的心冲击信号和心肺音信号进行处理，得到心冲击信号对应的第一序列和心肺音信号对应的第二序列，将第一序列和第二序列进行相关性计算，得到融合序列，由于心冲击信号和心肺音信号中的噪声信号不具有周期性，因此，融合序列中的噪声信号的幅值明显减弱，而不包含噪声信号的心冲击信号和心肺音信号的周期相同，通过相关计算后得到的融合序列的幅值增大，根据融合序列中的峰值点得到的心跳周期更加准确，进一步计算得到的心率也更加准确。通过本发明实施例，解决了现有技术中采集信号中包含噪声信号时计算得到的心率不准确的问题。此外，当本发明实施例用于双人床场景中对两个人的信号同时进行采集时，其中一个人的信号作为主信号，另外一个人的信号为噪声信号，通过本发明实施例可以排除另外一个人的噪声信号对主信号的干扰，保证两个人的心率计算准确性。
在一些实施例中，根据公式
Figure BDA0002559640240000091
计算第一采样点和第二采样点在预设时间窗口内的每一个采样时刻的相关性函数值，得到融合序列；其中，S(n)表示第n个采样时刻对应的第一采样点，B(n+t)表示第n个采样时刻左移t个采样时刻后对应的第二采样点，N表示预设时间窗口包含的采样时刻的总个数；BS(t)表示融合序列在第t个采样时刻对应融合采样值。以预设时间窗口为2s、采样频率为40Hz为例，预设时间窗口内第一采样点和第二采样点均为80个，则在第一个采样时刻对应的采样点为：
Figure BDA0002559640240000101
其中，
Figure BDA0002559640240000102
为第二序列中上一预设时间窗口的第80个采样点。
应理解，上述通过信号融合减弱噪声干扰的方式同样适用于仅对心冲击信号进行噪声减弱，或者，仅对心肺音信号进行噪声减弱，具体计算时，上述公式中S和B表示任意两个周期的信号。
在一些实施例中，在得到心率后，将得到的心率与预设阈值进行比较，如果心率大于预设阈值，则确定用户心率异常。通过上述方式，可以为用户的身体状况提供参考。
心冲击信号和心肺音信号是对同一用户进行监测采集到的，因此，心冲击信号和心肺音信号具有相同的周期。噪声信号为非周期信号。心冲击信号和心肺音信号的相关性函数值仍然是周期性信号，且相关性函数值对应的周期与心冲击信号和心肺音信号的周期相同，幅值增大。而噪声信号为非周期信号，因此，噪声信号的相关性函数值很小。通过上述方式得到的融合信号减弱了噪声的干扰，计算得到的心率更加准确。
应理解，上述通过信号融合减弱噪声干扰的方式同样适用于仅对心冲击信号进行噪声减弱，或者，仅对心肺音信号进行噪声减弱，具体计算时，上述公式中S和B表示任意两个周期的信号。
在计算得到心率、呼吸率、心肺音幅值和心肺音周期之后，将各个值分别与相应的预设阈值进行比较，根据比较结果确定人体是否异常。例如，如果心率大于相应的预设阈值，则说明心率过快，有可能造成异常。呼吸率小于相应的预设阈值，则说明可能出现呼吸暂停症状。在具体实施过程中，可以综合各个指标的比较结果确定健康状况。例如，当有两个指标异常时确定心肺异常。
本发明实施例提供的健康检测装置可以同时对心冲击信号和心肺音信号进行采集，并根据采集的心冲击信号和心肺音信号确定人体健康状况，与现有技术相比，本发明实施例在确定人体健康状况时综合考虑了多个生理信号，得到的结果更加准确。
在一些实施例中，信号处理电路300包括第一信号处理电路51和第二信号处理电路52。第一信号处理电路51的输入端与微动传感器100的输出端连接，第一信号处理电路51的输出端与微处理器400连接，第一信号处理电路 51对微动传感器100采集的心冲击信号进行处理，并将处理后的心冲击信号发送至微处理器400。第二信号处理电路52的输入端与咪头阵列200的输出端连接，第二信号处理电路52的输出端与微处理器400连接，第二信号处理电路52对咪头阵列200采集的心肺音信号进行处理，并将处理后的心肺音信号发送至微处理器400。
第一信号处理电路51包括电荷放大电路10和滤波电路20。电荷放大电路10的输入端与微动传感器100的输出端连接，电荷放大电路10的输出端与滤波电路20的输入端连接；滤波电路20的输出端与微处理器400连接。电荷放大电路10对微动传感器100采集的心冲击信号进行放大，放大后的心冲击信号经过滤波电路20进行滤波，得到处理后的心冲击信号，并将处理后的心冲击信号发送至微处理器400。
图6示出了本发明一个实施例中的第一信号处理电路的原理图，如图6 所示，在该电路中，电荷放大电路10包括放大电路11，放大电路11将放大后的信号输入滤波电路20。放大电路11包括滤波电容C1、第一保护二极管 D1、第二保护二极管D2、匹配电阻R1、匹配电容C2、第一信号放大器U1、第一分压电阻R2、第二分压电阻R3、第一稳压电容C3、第一反馈电容Cf 和第一反馈电阻Rf。
滤波电容C1的一端与微动传感器100的输出端连接，滤波电容C1的另一端与匹配电阻R1连接，匹配电阻R1与匹配电容C2串联连接，匹配电容 C2的另一端与第一信号放大器U1的反相输入端连接。滤波电容C1对微动传感器100采集的心冲击信号进行滤波，并通过匹配电阻R1和匹配电容C2传输至第一信号放大器U1的反向输入端。匹配电阻R1和匹配电容C2将微动传感器100与第一信号放大器U1进行阻抗匹配，以保证电路正常工作。
第一保护二极管D1的正极与滤波电容C1的另一端连接，负极与外部工作电源VA连接；第二保护二极管D2的正极接地，负极与滤波电容C1的另一端连接，第一保护二极管D1和第二保护二极管D2用于保护整个电路正常工作。
第一分压电阻R2的一端与外部工作电源VA连接，第一分压电阻R2的另一端与第二分压电阻R3的一端连接，第二分压电阻R3的另一端与第一信号放大器U1的同相输入端连接。第一稳压电容C3并联在第二分压电阻R3 两端，以为第一信号放大器U1的同相输入端提供稳定的基准电压。
第一反馈电容Cf和第一反馈电阻Rf并联连接于第一信号放大器U1的输出端和第一信号放大器U1的反相输入端之间。第一反馈电容Cf用于对输入第一信号放大器U1的信号进行放大。当电路停止工作时，第一反馈电阻Rf 为第一反馈电容Cf提供放电回路。假设微动传感器100为压电传感器，第一信号放大器U1的开环增益为K，则第一信号放大器U1的输出信号为
Figure BDA0002559640240000121
其中，Q为压电传感器输入的电荷量。
在一些实施例中，请继续参阅图6，电荷放大电路10还包括增益调控电路12。增益调控电路12的输入端与放大电路11的输入端连接，增益调控电路12的输出端与滤波电路20的输入端连接。增益调控电路12用于调节电荷放电电路10输出的电压幅值，避免输出电压幅值过小或过大造成的削顶失真。增益调控电路12包括第二信号放大器U2、第二反馈电容C4、第二反馈电阻 R4、第一调节电路121和第二调节电路122。第二反馈电容C4和第二反馈电阻R4并联连接于第二信号放大器U2的输出端和反相输入端之间。第二信号放大器U2的同相输入端与放大电路11的输出端连接。第一调节电路121和第二调节电路122均与第二信号放大器U2的反相输入端连接。第一调节电路 121和第二调节电路122共同用于调节增益调控电路12的输出电压幅值。
第一调节电路121包括第一调节电阻R5、第一NMOS管Q1、第一限流电阻R6和第一稳压电阻R7。第一调节电阻R5连接于第二信号放大器U2的反相输入端和第一NMOS管Q1的漏极之间，第一NMOS管Q1的源极接地，栅极通过第一限流电阻R6与微处理器400的信号控制端GAIN1连接。第一稳压电阻R7并联在第一NMOS管Q1的源极和栅极之间。
第二调节电路122包括第二调节电阻R8、第二NMOS管Q2、第二限流电阻R9和第二稳压电阻R10。第二调节电阻R8的阻值与第一调节电阻R5 的阻值不同，第二限流电阻R9和第一限流电阻R6的阻值可以相同，第二稳压电阻R10和第一稳压电阻R7的阻值可以相同。第二调节电阻R8连接于第二信号放大器U2的反相输入端和第二NMOS管Q2的漏极之间，第二NMOS管Q2的源极接地，栅极通过第二限流电阻R9与微处理器400的信号控制端 GAIN2连接。第二稳压电阻R10并联在第二NMOS管Q2的源极和栅极之间。
微处理器400的信号控制端输出不同的控制信号控制第一NMOS管Q1 和第二NMOS管Q2的导通或关断，从而改变第二信号放大器U2的反相输入端的电压，调节第二信号放大器U2输出的电压幅值。当第一NMOS管Q1 和第二NMOS管Q2均导通时，第一调节电阻R5和第二调节电阻R8并联，第二信号放大器U2的反相输入端的电压最小。当第一调节电阻R5大于第二调节电阻R8时，微处理器400控制第一NMOS管Q1导通，第二信号放大器 U2的反向输入端的电压最大。通过上述方式，第二调节电路122调节输出电压的幅值，避免输出电压的幅值过小或过大造成的削顶失真。
滤波电路20包括至少一个有源滤波电路。在图3中，滤波电路20包括两个相互连接的有源滤波电路21和22，有源滤波电路21和有源滤波电路22 的电路结构相同。在一个实施例中，请继续参阅图3，有源滤波电路21包括第三信号放大器U3、第三反馈电容C5、积分电阻R11和积分电容C6。积分电阻R11的一端与第一信号处理电路51的输出端连接，另一端与第三信号放大器U3的同相输入端连接。积分电容C6的一端与第三信号放大器U3的同相输入端连接，另一端接地。积分电阻R11和积分电容C6组成积分电路，用于对电荷放大电路10输出的信号滤波。第三信号放大器U3的输出端分别与第三信号放大器U3的反相输入端连接，以及，通过第三反馈电容C5与电荷放大电路10的输出端连接。有源滤波电路21和有源滤波电路22组成二阶低通滤波器，对电荷放大电路10输出的信号进行滤波，得到处理后的心冲击信号。
图7示出了本发明一个实施例的第二信号处理电路的原理图。如图7所示，咪头阵列200为多个咪头，图7示出的咪头为两个。该电路中第二信号处理电路52包括滤波单元。两个咪头和滤波单元之间的连接关系按照滤波单元的使用手册进行连接。在图7中，滤波单元为型号为NAU8501，两个咪头与滤波单元之间的连接关系如图7所示。滤波单元对咪头采集的心肺音信号进行滤波，得到处理后的心肺音信号。
在一些实施例中，请参阅图8，健康检测装置还包括提醒模块500，提醒模块500与微处理器的控制端连接，当微处理器400确定人体心肺异常时，微处理器400向提醒模块500发送提醒信号，提醒模块根据提醒信号发出提醒。提醒模块500可以是声音提醒模块、光提醒模块等。例如，提醒模块500 为光提醒模块时，提醒模块500可以实现为一个LED灯，当微处理器400确定人体心肺异常时，微处理400与提醒模块500相连接的控制端发出控制信号使LED等点亮，从而发出提醒。
在一些实施例中，请继续参阅图8，健康检测装置还包括无线模块600，无线模块600与微处理器400连接，用于使微处理器400和外部设备进行通讯。无线模块600可以实现为蓝牙模块或WIFI模块等。例如，在一个实施方式中，无线模块600为型号为IOT WIFI模块。
需要注意的是，除非另有说明，本发明实施例使用的技术术语或者科学术语应当为本发明实施例所属领域技术人员所理解的通常意义。
在本实施新型实施例的描述中，技术术语“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”、“轴向”、“径向”、“周向”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实施例和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置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实施例的限制。
此外，技术术语“第一”、“第二”等仅用于描述目的，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。在本发明实施例的描述中，“多个”的含义是两个以上，除非另有明确具体的限定。
在本实施新型实施例的描述中，除非另有明确的规定和限定，技术术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；也可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明实施例中的具体含义。
在本实施新型实施例的描述中，除非另有明确的规定和限定，第一特征在第二特征“上”或“下”可以是第一和第二特征直接接触，或第一和第二特征通过中间媒介间接接触。而且，第一特征在第二特征“之上”、“上方”和“上面”可是第一特征在第二特征正上方或斜上方，或仅仅表示第一特征水平高度高于第二特征。第一特征在第二特征“之下”、“下方”和“下面”可以是第一特征在第二特征正下方或斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。
最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围，其均应涵盖在本发明的权利要求和说明书的范围当中。尤其是，只要不存在结构冲突，各个实施例中所提到的各项技术特征均可以任意方式组合起来。本发明并不局限于文中公开的特定实施例，而是包括落入权利要求的范围内的所有技术方案。

Claims (10)

1.一种健康检测装置，其特征在于，所述装置包括：
微动传感器，用于采集人体的心冲击信号；
咪头阵列，用于采集人体的心肺音信号；
信号处理电路，用于对所述微动传感器采集的心冲击信号和所述咪头阵列采集的心肺音信号进行处理，得到处理后的心冲击信号和处理后的心肺音信号，并将所述处理后的心冲击信号和所述处理后的心肺音信号发送至微处理器；
微处理器，用于接收所述处理后的心冲击信号和所述处理后的心肺音信号，根据所述处理后的心冲击信号计算心率和呼吸率，根据所述处理后的心肺音信号计算心肺音幅值和心肺音周期，并根据所述心率、所述呼吸率、所述心肺音幅值和所述心肺音周期确定人体心肺是否异常。
2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述信号处理电路包括：第一信号处理电路和第二信号处理电路；
所述第一信号处理电路的输入端与所述微动传感器的输出端连接，所述第一信号处理电路的输出端与所述微处理器连接，所述第一信号处理电路对所述微动传感器采集的心冲击信号进行处理，并将处理后的心冲击信号发送至所述微处理器；
所述第二信号处理电路的输入端与所述咪头阵列的输出端连接，所述第二信号处理电路的输出端与所述微处理器连接，所述第二信号处理电路对所述咪头阵列采集的心肺音信号进行处理，并将处理后的心肺音信号发送至所述微处理器。
3.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述第一信号处理电路包括电荷放大电路和滤波电路；所述电荷放大电路的输入端与所述微动传感器的输出端连接，所述电荷放大电路的输出端与所述滤波电路的输入端连接；所述滤波电路的输出端与所述微处理器连接；
所述电荷放大电路用于对所述微动传感器采集的心冲击信号进行放大，所述滤波电路用于对放大后的心冲击信号进行滤波，得到处理后的心冲击信号，并将处理后的心冲击信号发送至所述微处理器。
4.根据权利要求3所述的装置，其特征在于，所述电荷放大电路包括放大电路；所述放大电路包括滤波电容、第一保护二极管、第二保护二极管、匹配电阻、匹配电容、第一信号放大器、第一分压电阻、第二分压电阻、第一稳压电容、第一反馈电容和第一反馈电阻；
所述滤波电容的一端与所述微动传感器的输出端连接，所述滤波电容的另一端与所述匹配电阻连接，所述匹配电阻与所述匹配电容串联连接，所述匹配电容的另一端与所述第一信号放大器的反相输入端连接；所述滤波电容对所述心冲击信号进行滤波，并通过所述匹配电阻和所述匹配电容传输至所述第一信号放大器的反相输入端；
所述第一保护二极管的正极与所述滤波电容的另一端连接，负极与外部工作电源连接；所述第二保护二极管的正极接地，负极与所述滤波电容的另一端连接；所述第一保护二极管和所述第二保护二极管用于保护电路正常工作；
所述第一分压电阻的一端与所述外部工作电源连接，所述第一分压电阻的另一端与所述第二分压电阻的一端连接，所述第二分压电阻的另一端与所述第一信号放大器的同相输入端连接；所述第一稳压电容并联在所述第二分压电阻两端；
所述第一反馈电容和所述第一反馈电阻并联连接于所述第一信号放大器的输出端和所述第一信号放大器的反相输入端之间。
5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于，所述电荷放大电路还包括增益调控电路；所述增益调控电路包括第二信号放大器、第二反馈电容、第二反馈电阻、第一调节电路和第二调节电路；
所述第二反馈电容和所述第二反馈电阻并联连接于所述第二信号放大器的输出端和反相输入端之间；所述第二信号放大器的同相输入端与所述放大电路的输出端连接；所述第一调节电路和所述第二调节电路均与所述第二信号放大器的反相输入端连接；所述第一调节电路和所述第二调节电路共同用于调节所述增益调控电路的输出电压幅值。
6.根据权利要求5所述的装置，其特征在于，所述第一调节电路包括第一调节电阻、第一NMOS管、第一限流电阻和第一稳压电阻；所述第一调节电阻连接于所述第二信号放大器的反相输入端和所述第一NMOS管的漏极之间，所述第一NMOS管的源极接地，栅极通过所述第一限流电阻与所述微处理器的第一信号控制端连接；所述第一稳压电阻并联在所述第一NMOS管的源极和栅极之间；
所述第二调节电路包括第二调节电阻、第二NMOS管、第二限流电阻和第二稳压电阻；所述第二调节电阻连接于所述第二信号放大器的反相输入端和所述第二NMOS管的漏极之间，所述第二NMOS管的源极接地，栅极通过所述第二限流电阻与所述微处理的第二信号控制端连接；所述第二稳压电阻并联在所述第二NMOS管的源极和栅极之间。
7.根据权利要求3所述的装置，其特征在于，所述滤波电路包括至少一个有源滤波电路。
8.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述第二信号处理电路包括滤波单元，所述滤波单元与所述咪头阵列中的多个咪头连接，用于对各个咪头采集的心肺音信号进行滤波。
9.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括提醒模块，所述提醒模块与所述微处理器的控制端连接；当所述微处理器确定人体心肺异常时，向所述提醒模块发送提醒信号，所述提醒模块根据所述提醒信号发出提醒。
10.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述装置还包括无线模块，所述无线模块与所述微处理器连接，用于使所述微处理器和外部设备进行通讯。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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CN112545547A (zh) * 2020-11-25 2021-03-26 北京积水潭医院 呼吸音分析方法及呼吸音分析系统
CN115316985A (zh) * 2022-10-13 2022-11-11 华南师范大学 基于生理信号的心脏信息检测方法、装置以及设备

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