心電

　　由于心電信號非常微弱，頻率在0.1~20Hz幅值在1mv左右，屬于一種低頻低幅信號。我們選擇的是INA331，具有高信噪比，高輸入阻抗，高共模抑制比，低噪聲低漂移的儀表放大器。由于工頻干擾通過差模形式進入放大器，所以其中夾雜著較大的50Hz工頻干擾，需要增加50Hz陷波器。50Hz陷波器通過雙T網絡實現，實現對50Hz信號大于30dB的衰減并且對20Hz以下的低頻信號無衰減。由于其中混雜著高頻干擾信號，需要經過二階低通濾波器對20Hz以上的信號進行濾波。以100Hz的速度進行采樣，再通過數字濾波算法調整基值及數字濾波，再將處理過的信號通過點陣式LCD屏幕顯示。電路結構如圖5。

　　心電信號屬于低頻小信號，幅值小于1mV。需要前置放大電路有較高的增益，高輸入阻抗(2M以上)和高共模抑制比(60dB以上)和很低的噪聲(10mVpp以下)及低漂移和合適的通頻帶寬度和動態范圍。極化電壓是由于電極和皮膚接觸形成的半電池產生的直流電壓，其幅值約為幾毫伏至幾百毫伏不等。國標中對極化電壓的要求為小于300mV，遠大于心電信號，由于極化電壓的存在導致前級放大倍數不能太高以防止飽和，而差分儀表放大器的共模抑制比是和放大倍數有關的，所以導致心電信號的前級放大電路需要增益和共模抑制比之間做出平衡。如圖6所示，LA為左臂導聯信號，RA為右臂導聯信號。LL為左腿導聯信號，左腿驅動電路可以有效防止位移電流的干擾。人體的位移電流將不再流入地，而是流向輔助放大器的輸出。當患者和地之間存在很高的電壓時導致放大器飽和以防止患者受傷。當輸入的信號幅值過大超過Vref時，放大器停止工作。經過差分放大后還需要經過二級放大濾波，提取出較好的心電信號。

　　血氧

　　采用光譜法進行無創血氧的測量和計算，人體中的氧主要集中在血紅細胞中，由于含氧血紅細胞和還原血紅細胞對紅光和紅外光的吸光度差別很大，由于人體靜脈和體表在同一位置對光的吸收度一定，所以通過手指的紅光和紅外光會存在直流分量，由于動脈血的流動出現交流分量。由于光電池受到光刺激轉換成的是電流信號，需要增加跨導放大器將電流信號轉換為電壓信號。再經過工頻陷波器和二階低通濾波器，得到完整性較好的血氧信號。將波長660nm紅光和940nm的紅外光以1ms的速度切換，中間間隔1ms的時間使紅光和紅外光管都不發光，將采樣數據存儲起來，在計算時將數組序號除以4取余，將與為1的點提取出來組成紅光的波形，再將余為3的點提取出來組成紅外光的波形，將余為0和2的點取出來，分別讓紅光波形與紅外光的波形減去余為0和2組成的新數組，以減小外部光源對信號的干擾。經過處理分析將接收端的直流量和交流量分別算出，計算出吸光度R，通過最小二乘法和曲線擬合法來確定血樣計算公式中的各個系數。電路如圖7所示。

　　驅動電路由四個三極管組成，I/O1和I/O2分別為占空比百分之二十五，相位相差180度的方波信號，分別控制紅光和紅外光二極管發光。DAC1和DAC2起著控制電流的作用，根據發光管的額定工作電流確定驅動電流的大小。一般為20多個毫安。通過產生1KHz的方波信號。時序是紅光開紅光關紅外光開紅外光關。

　　血氧探頭中的光接收器是由光電池完成的，光電池可以有效的把接收到的光信號轉化為電流信號。將轉換的電流通過跨導放大器將電流信號轉化成電壓信號，需要采用低噪放大器。反饋電阻和反饋電容的值的大小需要根據發光二極管的內阻和內電容來確定。將放大之后的信號含有1V左右的直流信號和30MV左右的交流信號，將信號通過ADC轉換器輸入系統，并經過數字直流跟隨濾波器提取直流分量輸入系統。電路圖如圖8所示。

　　其他單元

　　呼吸：目前對呼吸的測量最常用的是阻抗測量法。在呼吸過程中，胸腔的阻抗會隨著呼吸的變化而變化。將高頻脈沖信號加到胸腔上，由于呼吸的頻率遠遠小于脈沖的頻率，使得高頻脈沖的幅值隨著胸腔阻抗的改變而改變。將被高頻信號調制之后的呼吸信號經過帶通濾波器，濾除不在0.05Hz到10Hz內的干擾信號，再通過的ADC采進系統，得到呼吸信號的原型。將幅值變化的包絡線計算出來，進而可以計算出胸腔阻抗的變化。

　　體溫：體溫信號相比于其他生理參數，其干擾較少，波形平滑且易于處理，所以采用傳感器DS18B20可通過一根數據線獲得與溫度相關的數字數據，采進系統進行處理，獲得被測體征的溫度參數。