基于积分放大器IVC102的脉搏数据采集系统

脉搏采集放大电路设计报告
内容简要：人体脉搏计的设计是基于传感器，放大电路，显示电路等基础电路的基础上，实现对人体脉搏的精确测量。

其设计初衷是适用于各年龄阶段的人群，方便快捷的测量脉搏次数，并用十进制数显示出来。

具体的各部分电路接下来将介绍。

传感器信号：传感器采用了红外光电转换器，作用是通过红外光照射人的手指
的血脉流动情况，把脉搏跳动转换为电信号。

放大电路：由于人体脉搏跳动经过传感器后的初始信号电压值很小，所以利用反相放大器将采集的电压信号放大约50倍。

又因为该信号不规则，将接入有源滤波电路，对电路进行低通滤波的同时，再次将电压信号放大1.6倍左右。

该电路使信号得到80倍的放大，充分的放大方便了后面的工作电路。

整形电路：本电路旨在采用滞回电压比较器对前面放大以后的信号进行整形，使信号更规则，最终输出矩形信号。

倍频电路：倍频电路的作用是对放大整形后的脉搏信号进行4倍频处理，以便在15s内测出1min内的人体脉搏跳动次数，从而缩短测量时间，以提高诊断效率。

基准时间产生电路：基准时间产生电路的功能是产生一个周期为30s（即脉冲宽度为15s）的脉冲信号，以控制在15s内完成一分钟的测量任务。

具体各部分是由555定时器产生一个周期为0.5秒的脉冲信号，然后用一个D触发器进行二分频得到周期为1s的脉冲信号。

再经过由74LS161构成的十五进制计数器，进行十五分频，再经D触发器二分频，产生一个周期为30s的方波，即一个脉
宽为15s的脉冲信号。

第9卷第4期重庆科技学院学报(自然科学版)2007年12月数据采集和控制系统通常由CPU+反馈式的互阻运算放大器+A/D 转换器组成。

这样的系统对噪声和干扰非常敏感,无法满足高精密仪器仪表在恶劣环境下正常运行的要求。

这里我们介绍基于IVC102的数据采集和控制系统的设计。

IVC102是美国Burr-Brow n 公司生产的精密积分放大器,内置积分电容,并带有可控开关,由用户编程确定积分时间并可外接电容器,增益可灵活控制。

IVC102的灵敏度高,输出误差小,对外部噪声和干扰的影响因积分而大大减少。

鉴于IVC102的以上优点,该系统抗干扰和噪声能力强,能在环境恶劣的条件下正常运行。

控制系统结构框图如图1所示:1放大部分IVC102可把微弱的输入电流信号变换为输出电压。

IVC102是用积分方式进行互阻放大。

输出电压V o 和互阻增益G R 由下面两式确定:V o =-I i n /C i nt G R =-T in t /C i nt式中,T i nt 为积分时间,C i nt 是积分电容。

AT 89C4051控制IVC102连接的原理图如图2所示。

积分时间T i nt 由单片机AT 89C405控制开关S1和S2决定,积分电容C in t 用三个内置积分电容C 1、C 2、C 3并联得到的。

原始状态下IVC102的开关是闭合的,测量开始时打开开关S2积分电容器开始存储电荷,AT89C4051读出积分元件输出信号取平均值,然后关闭开关S2以保证积分电容器放电。

控制子程序如下:sbit IVC102_S1=P1^4;sbit IVC102_S2=P1^3;void IVC102(void){unsigned char m ;unsigned int n ,ADValue ;IVC102_S2=1;//打开开关S2,开始存储电荷for(m=0;m<=78;m++)n+=(AD()&0x0FFF);ADValue=(unsigned int)(n/79.0+0.5);//采样79次取平均值,四舍五入取值,减小误差IVC102_S2=0;//转换结束关闭开关S2DELAYXUS(10);}//延时10μs 保证足够的时间放电2A/D 转换部分A/D 转换部分采用BB 公司的ADS7816构成的转换电路,ADS7816是12位串行模/数转换器,采样频率高达200kHz ,转换所需时间短,转换精度高。

基于积分放大器IVC102的脉搏数据采集系统陆为民;田树香;陈真诚【摘要】目的:为了实现对积分放大器IVC 102的进一步研究,搭建硬件电路,实现对光电容积脉搏波的无创采集.方法:在较为嘈杂的环境中,利用搭建的硬件电路,由血样探头传感器将人体指端光电容积脉搏波转换成电流信号输出,并由积分放大器进行电流到电压的转换,同时实现滤波放大,经AD转换后被MSP430单片机采集,送到上位机存储、显示,并进行数据处理.同时利用临床现有的脉搏采集方法实现人体脉搏波的同步采集,将2种脉搏波进行对比和相关参数计算.结果:观察发现采集得到的光电容积脉搏波具有一般脉搏信号的普遍特征,波形相似度较高,说明系统实现了正常采集.结论:该系统具有较强的抗干扰、抗噪声能力,能在复杂的环境下准确提取人体指端光电容积脉搏波.该系统也可以应用在其他采集过程中,实现电流-电压转换,并在一定程度上完成滤波和放大作用.【期刊名称】《医疗卫生装备》【年(卷),期】2015(036)002【总页数】4页(P17-20)【关键词】IVC102;光电容积脉搏波;MSP430【作者】陆为民;田树香;陈真诚【作者单位】201103 上海,武警上海市总队医院;541004 广西桂林,桂林电子科技大学;541004 广西桂林,桂林电子科技大学【正文语种】中文【中图分类】R318.6;TN911.72由于人体脉搏信号是强噪声背景下的微弱低频生理信号，并具有幅度小、频率低、干扰大、稳定性差、随机性强等特点[1]，因此，脉搏信号采集电路的设计需要严格的要求，尤其是抗干扰变得非常重要。

传统的脉搏数据采集通常由CPU+反馈式的互阻运算放大器+二级放大+滤波+A/D转换器组成，这样的系统对噪声和干扰非常敏感，无法满足高精密仪器仪表在恶劣环境下正常运行的要求，而且电路复杂，不易操作[2]。

基于IVC102的脉搏数据采集和控制系统，内置积分电容，并带有可控开关，由用户编程确定积分时间并可外接电容器，增益可灵活控制。

山西大学学报(自然科学版)33(1):92～96,2010Journal of Shanxi University(Nat.Sci.Ed.)　文章编号:025322395(2010)0120092205基于LabV IEW的无创脉搏血氧检测系统设计姚　峰,乔晓艳,董有尔(山西大学物理电子工程学院,山西太原030006)摘　要:设计了一种无创光电容积脉搏波检测系统,它借助LabV IEW图形化虚拟仪器开发平台,利用LabV IEW 产生时序信号,调制夹指传感器拾取的光电容积脉搏波.通过前置放大滤波及信号调理电路,然后采集脉搏波.经过基于LabV IEW的数字锁相技术,最终解调获得光电容积脉搏波信号.实验结果表明,该系统可以实现无创脉搏波实时检测、脉搏波形回放、储存和分析等功能.关键词:LabV IEW;数字锁相技术;血氧饱和度;光电容积脉搏波中图分类号:R319 文献标识码:A血氧饱和度是临床医学上重要的生理参数,它是衡量人肺的氧合能力及人体血液携氧能力的重要指标[1,2].目前,基于朗伯2比尔定律的近红外双波长法可实现血氧饱和度无创、连续、实时监测,具有很好的临床应用价值,成为研究的热点[3].但是该方法存在抗干扰能力弱、信噪比不高、受个体差异影响大等缺点,制约了血氧饱和度检测精度的提高.血氧饱和度是从光电容积脉搏波中提取光谱信息计算得到的,因此,光电容积脉搏波是脉搏血氧饱和度检测的关键.光电容积脉搏波是某个测量部位血液容积的光电描记,由于它容易受多种因素影响,为了提高其抗干扰能力,获得较好的光电容积脉搏波波形,本文利用虚拟仪器开发平台,设计了一种基于LabV IEW的数字锁相放大器.它采用数字乘法器和数字滤波器取代模拟器件,并在动态范围、线性失真、噪声抑制方面的性能远优越于模拟器件,尤其是零点漂移这一重要特性[4].数字锁相放大器借助虚拟仪器LabV IEW的优势,极大地提高了光电容积脉搏波检测的抗干扰能力和测量精度.此外,虚拟仪器是以软件为核心的结构体系,具有极强的灵活性.由于大多数生理信号频率较低,对采集系统没有特殊的要求,完全可以借助虚拟仪器实现一台计算机对脉搏波、呼吸波、心电图、血压、血氧等生理参数的采集、存储、处理和分析等功能.因此,设计基于虚拟仪器的脉搏血氧检测系统具有广泛的应用价值. 1　测量原理血氧饱和度(SaO2)是指人体血液中血红蛋白实际结合氧气的量与其最大结合氧气的量的百分比.血氧饱和度的定义为[2]SaO2=C HbO2C HbO2+C Hb(1)其中,C HbO2、C Hb分别为氧合血红蛋白和还原血红蛋白浓度.当入射光透过某种溶液时,其光吸收特性遵循Lambert2beer定律[5],可描述为II0=10-εcl(2)其对数化表示为A=lgII0=-εc;L(3)3收稿日期:2009206221;修回日期:2009209218 基金项目:山西省自然科学基金(2007011041);山西省高校科技开发项目(20081001) 作者简介:姚　峰(19862),男,江苏镇江人,硕士生,研究方向:生物医学信息检测与处理.通信联系人:E2mail:xyqiao@ 其中I 0、I 分别为入射光强度和透射光强度,c 、ε、A 分别为物质的浓度、吸光系数和吸光度,L 为光路长度.当两个不同波长的光λ1与λ2透过血液时,根据(1)式和(3)式,可得到血液对波长为λ1与λ2的吸光度方程,联立可推算出血氧饱和度计算式为[5]Sa 2O =ε2Q -η2(ε2-ε1)Q -(η1-η2)(4)其中ε1和ε2为Hb 和HbO 2在波长λ1处的吸光系数,η1和η2为Hb 和HbO 2在波长λ2处的吸光系数,通常为一常数.Q =A λ1A λ2,其中A λ1和A λ2分别为血液对λ1和λ2波长光的吸光度.由(4)式可知,脉搏血氧饱和度是按照人体组织对不同波长的红光和红外光的吸光度之比(A λ1/A λ2)推算出的,比值A λ1/A λ2与脉搏血氧饱和度的函数关系应为线性关系,但由于生物组织是一种强散射、弱吸收、各向异性的复杂光学系统,不完全符合经典的Lambert 2beer 定律,因而导致了表达红光和红外光吸光度相对变化的测量值与脉搏血氧饱和度之间关系的数学模型建立困难,只能通过定标曲线的方法来确定A λ1/A λ2与SaO 2的对应关系[6].由于光电容积脉搏波幅值可反映透射光的强度,而透射光强度与吸光度的比值A λ1/A λ2成一定函数关系.因此,可根据测得的脉搏波幅值对脉搏血氧饱和度SaO 2进行定标,最终获得可靠的脉搏血氧饱和度值.2　系统设计2.1　硬件系统设计脉搏血氧检测系统总体上由硬件和软件两大部分组成,其系统框图如图1所示.硬件部分由夹指传感器、恒流源电路、信号放大调理电路、N I6251数据采集卡组成.软件部分是以计算机为基础的虚拟仪器开发软件平台.图1　脉搏血氧检测系统框图Fig.1　System diagram of the detection of pulse oxygen2.1.1　夹指传感器根据检测原理,综合考虑设计了由OL66940TM F 发光芯片、OP30TM F 光电接收管及硅胶构成的夹指传感器.OL66940TM F 发光芯片是660nm 的红光L ED 和940nm 的红外光L ED 集成的.红光L ED (Red )和红外光L ED (IRed )是共阳极的,起到简化电路设计的作用,两个L ED 正向工作电流为20mA.O P30TM F 在零偏状态下具有良好的线性和较低的暗电流,有利于对微弱的光信号进行检测,它的光谱响应范围较宽,尤其在600nm 到1000nm 之间.硅胶的隔光透射能力比较好,把OL66940TM F 发光芯片和O P30TM F 光电接受管置于其中,能较好的降低来自外界光的干扰.2.1.2　光调制时序信号及恒流源驱动电路由于人体脉搏血氧信号是变化缓慢且强度较弱的信号,容易受到背景光和暗电流的干扰,如果不经过变换调制处理而直接进行放大,则有用的脉搏血氧信号会被淹没在噪声之中,以至于检测不到.这种情况下,利用一定频率的光信号调制脉搏血氧信号,能够有效地解决此问题.光源的两路时序信号通过LabV IEW 控制N I6251采集卡产生,分别为方波信号A 和B.它们用来驱动传感器上波长为660nm 和940nm 的发光二极管按红光,不发光,红外光,不发光的顺序轮流交替转换,调制脉搏血氧信号.方波A 的频率为2k Hz ,控制L ED 亮和灭,方波B 的频率为1k Hz ,它是芯片CD4053的A 通道模拟开关的控制信号,控制两个L ED 轮流导通.39 姚　峰等:基于LabV IEW 的无创脉搏血氧检测系统设计为保证发光二极管发出的光亮度恒定,在光源驱动电路中采用了恒流源的设计方案,如图2所示.它由运算放大器OP07,三极管和CD4053等组成,流过发光二极管的电流可由公式I =V N I R计算得到.由于发光管的正向电流和电压分别为I =20mA ,V N I =5V ,因此电阻R =250Ω.图2　恒流源驱动电路Fig.2　Constant current source drivingcircuit 图3　电流电压转换及前置放大电路Fig.3　Current 2voltage and preamplifier circuit2.1.3　电流电压转换及前置放大电路如图3所示,该电路由光电转换电路,同相反相电路及仪器放大器AD620构成.红光和红外光信号透过手指,经光电二极管转换后的电流信号极其微弱(μA 级),通过由电阻R 1=1M Ω,电容C 1=40PF 及运算放大器O P07构成的电流2电压转换电路后,电流信号转变为电压信号且被放大了.由于电流2电压转换电路处于系统的前端,直接影响到整个系统的信噪比.为此,选择高精度运算放大器OP07,它具有极低的输入失调电压和失调电压温漂,较低的输入噪声电压幅度,较高的共模抑制比等优点.此外,R 1及其并联电容C 1构成截止频率为f c =12πR 1C 1的低通滤波电路,以减小噪声带宽、提高信噪比.为了进一步抑制噪声,提高共模抑制比,通过同相和反相电路将信号送到仪器放大器AD620的同相和反相输入端,同时信号再进行约10倍放大.由于仪器放大器AD620具有高精度、低噪声、高共模抑制比、低输入偏置电流和低功耗等特性,可以提高系统的输入阻抗,有效抑制温漂并抵消随机噪声,减少共模干扰,提高信噪比.信号经过仪器放大器AD620后,就能输出比较稳定和幅度满足采集系统要求的信号.2.2　锁相放大技术根据2.1.1所述,脉搏血氧信号被调制在频率为1k Hz 的方波信号上,为了解调脉搏血氧信号,采用了数字锁相技术,从而减少检测时的噪声,提高信噪比.锁相放大是以相干检测技术为基础,利用参考信号频率与输入信号频率相关,而与噪声信号不相关,从而从较强的背景噪声中提取出有用的信号.锁相放大器主要由相关器构成,而相关器是由乘法器和积分器组成的.设输入信号为V s (t )+n (t ),其中V s (t )为待测有用信号,n (t )为噪声信号,参考信号为V r (t ),则积分器输出信号V 0(t )为V 0(t )=lim T →∞12T ∫T -T [(V s (t )+n (t ))・V r (t )]d t =lim T →∞12T [∫T -T V s (t )V r (t )d t +∫T-T V s (t )n (t )d t ]=R sr (τ)+R rn (τ)(5) 上式中R sr (τ)、R rn (τ)分别为待测信号与参考信号以及参考信号与噪声之间的相关函数.由于噪声是随机量,可认为参考信号与噪声信号相互独立,它们的相关函数R rn (τ)为零.实际上R rn (τ)不可能完全为零,但是噪声的影响已经大大降低了.而对于R sr (τ)R sr (τ)=lim T →∞12T ∫T -T V s (t )・V r (t )d t =lim T →∞12T 12V s V r [(ωs +ωr )t +(<s +<r )]+12V s V r cos [(ωs -ωr )t +(<s -<r )]d t (6)49山西大学学报(自然科学版) 33(1)　2010　 由式(5)和(6)可知,当ωs =ωr 时,积分器输出的信号可表示为V 0=12V s ・V r ・cos <(7) 其中<为待测信号与参考信号之间的相位差,若调整参考信号相位使<为零,则此时输出信号V 0最大,且与待测信号的幅度成正比.锁相放大器的信噪声比改善(S N I R )可表示为:S N I R =Δf niΔf no (8)其中,Δf ni 为输入信号的噪声带宽,Δf ni 为锁相放大器输出的噪声带宽.2.3　软件程序设计整个LabV IEW 程序由时序控制模块,信号采集模块,数字锁相放大模块三部分组成,核心部分为数字锁相模块,模块中的各个操作以事件方式驱动,有效地利用了计算机资源,提高了处理能力.时序控制模块通过N I6251采集卡产生两路时序信号,分别为2k Hz 发光时序及1k Hz 控制CD4053模拟开关信号;信号采集模块通过调用DAQmx 子V I 来实现数据采集、数据传输等功能.数字锁相模块通过调用参考信号、乘法器、低通滤波器等子V I 实现了对脉搏波信号的锁相放大.软件平台是借助虚拟仪器软件LabV IEW 在计算机上搭建的虚拟测试系统.LabV IEW 是美国国家仪器公司推出的一种基于图形开发、调试和运行程序的集成环境.它采用层次化结构,方便用户创建更复杂的程序,此外,它内部还提供了各类强大的功能模块和函数模块,以实现对信号和数据的复杂处理.时序控制模块由时序控制通道、时钟源、频率控制及时序占空比控制等控件组成.为了提高系统的可扩展性,运用N I6251中端口较多的数字输出端口输出时序信号,并由布尔控件、创建数字波形控件构成时序占空比控制程序,可以方便地调节输出时序信号的占空比,以获得不同频率信号.由于产生时序信号的占空比是由四个布尔量控制的,时序A 由1010四个布尔量构成,时序B 由1100四个布尔量构成,而时序A 是2k Hz ,时序B 是1k Hz ,因此产生布尔量的频率应为4k Hz.信号采集模块由信号采集通道、采样率、采样数及输入最大最小值控件组成.由于采集的信号主频为1k Hz 左右,为了获得较好的信号,根据奈奎斯特采样定理,将采样率设置为20ksp s ,每通道采样数设为30000,可获得连续1.5s 的调制信号数据.该模块可以灵活设置通道的采样率、采样数等参数,以获得理想的信号.如图4所示,数字锁相放大由参考信号发生器,乘法器和低通滤波器组成.参考信号发生器由频率、幅度、偏移量、占空比和相位等调节控件组成,根据采集到的信号,将频率和占空比分别设定为1k Hz 和25%,还可以实时调节参考信号相位,使得(7)式中采集的信号与参考信号的相位差<,获得的V 0最大值.乘法器除了可以用来实现参考信号与采集信号相乘,还可用来对采集的信号进行放大,以方便观察和处理信号,提高信噪比.低通滤波器模块可以切换不同类型的滤波器比较滤波效果,还可方便的调节截止频率及滤波器阶数等.光电脉搏波信号基波频率大约为1～4Hz 的低频信号,因此将截止频率和滤波器阶数分别设定在40Hz 和1阶,最终获得了理想的脉搏波信号,如图5所示.图4　数字锁相放大程序Fig.4　Digital phase 2locked amplifier program59 姚　峰等:基于LabV IEW 的无创脉搏血氧检测系统设计根据实验测量结果,输入信号噪声带宽Δf ni ,输出噪声带宽Δf no =14R C ≈60Hz ,则由式(8),信噪比改善约为3dB.由此可知,信噪声比得到了很大提高.图5　光电容积脉搏波信号Fig.5　Photoplethysmograhy signal 与以往的脉搏血氧饱和度检测系统中模拟锁相放大器相比,基于LabV IEW 的数字锁相放大器操作更为灵活,并且极大地降低了噪声的干扰,在很大程度上提高了信噪比,获得了较好的光电脉搏波波形,为提高血氧饱和度的测量精度打下了坚实的基础.3　结论利用LabV IEW 的图形化编程环境,可以实现对脉搏信号的数据采集、存储和分析等功能.由于该系统设计是基于虚拟仪器平台,硬件部分结构简单,而且系统具有极强的灵活性和可操作性.采用基于LabV IEW 的数字锁相放大器,使系统抗干扰能力增强,获得了较好的光电脉搏波波形,从而可在很大程度上提高脉搏血氧饱和度的测量精度.本研究对利用虚拟仪器开发类似系统有一定借鉴作用.参考文献:[1]　N IWA YAMA M ,SHIGA T ,L IN L ,et al .Correction of the influences of a subcutaneous fat layer and skinin a near 2infared musde oximeter[C]//Proceeding s of the 20th An nual International Conference of the IEEE ,1998,4:1849.[2]　杨玉星.生物医学传感器与检测技术[M ].北京:化学工业出版社,2005.8.[3]　COPE M ,DEPL Y D T.System for Long term Measurement of Cerebral Blood and Tissue Oxygenation on Infants by NearInf rared Transillumination[J ].Phys Med B iol ,1988,33:143321442.[4]　李　刚,张丽君,林　凌.一种新型数字锁相放大器的设计及其优化算法[J ].天津大学学报,2008,41(4):4292432.[5]　李　刚,李尚颖,林　凌,等.基于动态光谱的脉搏血氧测量精度分析[J ].光谱学与光谱分析,2006,26(10):182121824.[6]　郭　萍,孙卫新,金　捷,等.脉搏血氧仪定标曲线的研究[J ].西安医科大学学报,2000,21(2):1692171.System Design for Non 2invasive Detection ofPulse Oximetry B ased on LabVIEWYAO Feng ,Q IAO Xiao 2yan ,DON G Y ou 2er(S chool of Physics and Elect ronics Engineering ,S hanx i Universit y ,T ai y uan 030006,China )Abstract :A detecting system based on t he measurement principle of p hotoplet hysmograp hy is designed.Timing sequence signals are generated by t he developed platform of t he figural virt ual inst rument based on LabV IEW ,and t he p hotoplet hysmograp hy signal f rom t he sensor of clip finger is modulated according to t he timing sequence.The p ulse waveform is acquired after t he preamplifier and filter circuit s.Moreover ,t he p hotoplet hysmograp hy signal is obtained by t he digital p hase 2locked technology based on LabV IEW.The result s showed t hat t he f unctions such as non 2invasive ,continuous and real 2time detection ,p ulse waveform playback ,storage and analysis could be realized in t his system ,and it has many characteristics such as st rong anti 2interference ability ,high signal 2noise ratio ,good stability and flexibility.K ey w ords :labV IEW ;digitallock 2in amplify ;oxygen sat uration ;p hotoplet hysmograp hy69山西大学学报(自然科学版) 33(1)　2010　。

[19]中华人民共和国国家知识产权局[12]实用新型专利说明书[11]授权公告号CN 201422873Y [45]授权公告日2010年3月17日专利号 ZL 200920109742.2[22]申请日2009.06.26[21]申请号200920109742.2[73]专利权人北京工业大学地址100124北京市朝阳区平乐园100号[72]设计人张松 陈廷鋆 杨益民 [74]专利代理机构北京思海天达知识产权代理有限公司代理人张慧[51]Int.CI.A61B 5/02 (2006.01)G05B 19/042 (2006.01)H04B 5/00 (2006.01)权利要求书 1 页 说明书 5 页 附图 1 页[54]实用新型名称一种基于蓝牙技术的容积脉搏波信号采集系统[57]摘要本实用新型是一种基于蓝牙技术的容积脉搏波信号采集系统，属于生物医学工程的人体参数检测领域。

本系统包括光电传感器、CPU、脉冲供电电路、信号放大滤波电路、基线调节电路，数控增益电路、蓝牙通讯电路、电源管理电路和移动设备。

脉冲供电电路用来为光电传感器提供脉冲电压。

信号首先经过信号放大滤波电路进行信号处理，再通过基线调节电路后经过数控增益电路，最后经A/D转换器后将数字信号传入CPU。

蓝牙模块与CPU相连，并与移动设备进行无线通讯。

电源管理电路为移动设备以外的所有元器件提供所需的电压。

本系统操作简单，携带方便，实用性强，可广泛用于心血管功能检测和分析。

200920109742.2权 利 要 求 书第1/1页 1、一种基于蓝牙技术的容积脉搏波信号采集系统，包括光电传感器、CPU、脉冲供电电路、信号放大滤波电路、基线调节电路、D/A转换器、数控增益电路、A/D转换器、蓝牙通讯电路、电源管理电路和移动设备；其中： 光电传感器的输出端依次与信号放大滤波电路、基线调节电路、数控增益电路、A/D转换器和CPU相连，由光电传感器采集到的电信号首先经过信号放大滤波电路进行信号处理，再通过基线调节电路调整直流分量的电压，最后经过数控增益电路进行放大，放大后的信号经过A/D转换器将模拟信号转换成数字信号后储存在CPU中；CPU通过蓝牙通讯电路与移动设备相连，CPU将存储的数字信号通过蓝牙通讯电路发送给移动设备，并接收移动设备传来的指令；CPU通过脉冲供电电路与光电传感器相连，脉冲供电电路在CPU的控制下为光电传感器提供脉冲电压；CPU通过D/A转换器与基线调节电路相连，CPU根据已传入的数据，计算基线调节的数量大小，由D/A转换器将数字量转换为模拟信号输出给基线调节电路；CPU通过数控电位器与数控增益电路相连，CPU调节数控电位器的阻值，进而控制数控增益电路的放大倍数；电源管理电路与上述所有电路相连，为其提供所需的电压； CPU与电源管理电路相连，CPU监控其电池电量。

专利名称：一种适用于脉搏搏动信号采集的增强传感器及增强系统
专利类型：实用新型专利
发明人：姚祥俊,姚雨君
申请号：CN201922214273.7
申请日：20191210
公开号：CN211484556U
公开日：
20200915
专利内容由知识产权出版社提供
摘要：本实用新型提供了一种适用于脉搏搏动信号采集的增强传感器，其特征在于，包括下座壳体，设置在所述下座壳体上的气体震荡腔体，与所述气体震荡腔体连通的进气口，安装在所述下座壳体上并位于所述气体震荡腔体底部的压电式换能器，设置在所述气体震荡腔体背向所述气体震荡腔体的一面上的硅胶密封层。

采用本实用新型，袖带的脉搏波动信号通过气体震荡腔体和压电式换能器进行采集，袖带气囊的搏动压力信号，传导到高灵敏度的压电材料上，有很强脉搏波搏动的压力信号输出，由此大幅度增加了信号采集的灵敏度，有效地克服了部分脉搏波微弱人群的压力搏动微弱的问题，由此保证了血压测量的精确度。

申请人：云鸿创新信息科技(武汉)有限公司
地址：430000 湖北省武汉市东湖开发区关山大道465号中国光谷创意产业基地二号楼第188-A1室
国籍：CN
代理机构：成都知都云专利代理事务所(普通合伙)
代理人：赵正寅
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用于ICF实验中超热电子测量的数据采集系统陈鸣;杨存榜;丁永坤;阴泽杰【期刊名称】《强激光与粒子束》【年(卷),期】2006(18)4【摘要】针对超热电子测量中传统的非标采集系统带来的可靠性和集成度低、兼容性差等.缺点,介绍了一套完整的基于波形的数据采集系统,它包括了基于工业标准的VXI总线硬件模块,和在NI公司的集成开发环境LabWindows/CVI下所开发的完整控制软件程序.该数据采集系统可以取代传统的积分谱仪,应用于在激光打靶实验中的超热电子温度测量,还结合实验室测试结果对在不同的触发条件下该系统的性能进行了定量分析.【总页数】5页(P604-608)【作者】陈鸣;杨存榜;丁永坤;阴泽杰【作者单位】中国科学技术大学,合肥,230027;中国工程物理研究院,激光聚变研究中心,四川,绵阳,621900;中国工程物理研究院,激光聚变研究中心,四川,绵阳,621900;中国工程物理研究院,激光聚变研究中心,四川,绵阳,621900;中国科学技术大学,合肥,230027【正文语种】中文【中图分类】TN24【相关文献】1.核科学技术：辐射物理与技术——用于ICF实验中超热电子测量的数据采集系统[J], 陈鸣;杨存榜;丁永坤;阴泽杰2.HL-1M装置中超热电子的X射线辐射测量 [J], 杨进蔚;曾庆希;张炜;董贾福;肖正贵;陆志鸿;郑银甲3.飞秒激光与等离子体相互作用过程中超热电子能谱的测量 [J], 蔡达锋;谷渝秋;郑志坚;杨向东;温天舒;淳于书泰4.飞秒激光-固体靶相互作用中超热电子输运的实验研究 [J], 马春生;王光昶;陈涛;张婷;郑志坚5.相对论激光-固体靶作用中超热电子能谱测量 [J], 张双根;谷渝秋;温贤伦;蒋刚;黄文忠;王光昶;周维民;温天舒;刘红杰;焦春晔;何颖玲;葛芳芳;王向贤因版权原因，仅展示原文概要，查看原文内容请购买。