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的人體狀態(tài)監(jiān)測系統(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人們心肺信號的檢測是十分必要的。由于目前此類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。

心肺信號是由復(fù)雜生命體發(fā)出的生理信號之一，是用來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，它的檢測是對被測體中包含呼吸心跳狀態(tài)、現(xiàn)象、變量和成份等信息進(jìn)行檢測及量化的技術(shù)。在信號檢測方面，其檢測技術(shù)的分類表現(xiàn)多樣化，其中一種重要的分類方式是將生理信號檢測技術(shù)分為接觸式檢測和非接觸式檢測。

傳統(tǒng)的接觸式檢測利用電極或傳感器直接或間接的接觸生物體來檢測生理信號，檢測過程中對生物體有一定的約束，這給人的正常生活帶來了極大的不便，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方法成為研究的重點(diǎn)。非接觸式檢測是指不接觸生物體，隔一定的距離，穿透一定的介質(zhì)，在對生物體無約束的情況下，借助于外來能量(探測媒介)探測或感應(yīng)生理信號，是近年來生物醫(yī)學(xué)工程界充分關(guān)注的重要科學(xué)問題。

電磁感應(yīng)檢測技術(shù)是非接觸式檢測方法的一種，它是將生物組織電導(dǎo)率差異，反映于感生磁場，通過分析感生磁場的特性，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。這種方法可以對生理活動進(jìn)行一種不顯眼的監(jiān)控，而使得其在心肺監(jiān)測方面具有很大的潛力?；陔姶鸥袘?yīng)的心肺信號檢測系統(tǒng)具有安全無創(chuàng)性、可實(shí)時(shí)連續(xù)監(jiān)護(hù)性，對人體心血管疾病、呼吸系統(tǒng)疾病的發(fā)現(xiàn)和預(yù)防上起到積極作用，具有重要的研究價(jià)值和應(yīng)用前景。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

針對現(xiàn)有技術(shù)存在的問題，本發(fā)明提供一種基于心肺信號的人體狀態(tài)監(jiān)測系統(tǒng)及方法。

本發(fā)明的技術(shù)方案如下：

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

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

對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理的信號處理模塊；

對信號處理模塊輸出的頻率信號計(jì)數(shù)、根據(jù)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷的人體狀態(tài)監(jiān)測模塊；

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

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

測量前端模塊對心肺區(qū)域發(fā)出激勵(lì)信號從而產(chǎn)生激勵(lì)磁場、隨心肺區(qū)域的生命活動改變輸出頻率信號；

信號處理模塊對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測模塊對信號處理模塊輸出的頻率信號計(jì)數(shù)、根據(jù)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

其中，所述測量前端模塊，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)測方法，包括：

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

信號處理模塊對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測模塊對信號處理模塊輸出的頻率信號計(jì)數(shù)，根據(jù)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

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

若信號頻率變化范圍在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)及測量深度；最后，通過比對不同參數(shù)下同一測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)下檢測信號最完整的測量位置即人體后背心臟正上方位置。

有益效果

本發(fā)明通過測量前端模塊產(chǎn)生激勵(lì)磁場、隨心肺區(qū)域的生命活動改變輸出頻率信號；對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理后將原本微弱和具有校對雜質(zhì)的頻率信號處理為較清晰的頻率信號，再對頻率信號計(jì)數(shù)，根據(jù)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。實(shí)現(xiàn)無需使用現(xiàn)有技術(shù)中的電極與人體皮膚直接接觸即可監(jiān)測到由心肺區(qū)域的生命活動所引起的頻率信號變化，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)域的頻率信號變化來實(shí)現(xiàn)人體狀態(tài)監(jiān)測，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，提供一個(gè)舒適放松的檢測環(huán)境，通過頻率信號變化范圍判斷當(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，長時(shí)間實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)。

附圖說明

圖1是本發(fā)明具體實(shí)施方式中心肺信號狀態(tài)檢測系統(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)施例對本發(fā)明的技術(shù)方案做詳細(xì)說明。

實(shí)施例1

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

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

對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理的信號處理模塊；

對信號處理模塊輸出的頻率信號計(jì)數(shù)、根據(jù)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷的人體狀態(tài)監(jiān)測模塊；

測量前端模塊的輸出端連接信號處理模塊的輸入端，信號處理模塊的輸出端連接人體狀態(tài)監(jiān)測模塊的輸入端?？傮w結(jié)構(gòu)如圖1所示。還包括電源模塊，分別連接測量前端模塊、信號處理模塊、人體狀態(tài)監(jiān)測模塊。

其中的信號處理模塊，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)測模塊，包括微控制器msp430f5438a和tft液晶顯示屏。微控制器對片上的系統(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)器對輸入的頻率信號進(jìn)行計(jì)數(shù)及存儲處理，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主要基于信號處理后的頻率信號進(jìn)行人體狀態(tài)監(jiān)測以及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。(2)判斷是否有頻率信號接入：是，則執(zhí)行(3)，否則返回(1)。(3)進(jìn)行頻率計(jì)數(shù)并存儲。(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)的過程中，選定timer_b的tb0進(jìn)行預(yù)置閘門時(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。在信號頻率測量的過程中，選定定時(shí)器timer_b的tb0進(jìn)行預(yù)置閘門時(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。測量信號為高頻時(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系統(tǒng)運(yùn)行速度的要求，如果系統(tǒng)時(shí)鐘太慢，可能會影響對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)測模塊處理后的心肺信號進(jìn)行數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換并繪制信號波形，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)的測量結(jié)果。

液晶顯示器由thinfilmtransistor(薄膜場效應(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、編程和測試。將檢測的頻率信號最終顯示在thinfilmtransistor(薄膜場效應(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驅(qū)動，從而可以做到高速度高亮度高對比度顯示屏幕信息。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的移動電源，通過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)測方法，包括：

測量前端模塊對心肺區(qū)域發(fā)出激勵(lì)信號從而產(chǎn)生激勵(lì)磁場、隨心肺區(qū)域的生命活動改變輸出頻率信號；

信號處理模塊對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測模塊對信號處理模塊輸出的頻率信號計(jì)數(shù)及存儲處理，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)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

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

若信號頻率變化范圍在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的人體狀態(tài)監(jiān)測系統(tǒng)。

在實(shí)施例1所提供的系統(tǒng)基礎(chǔ)上，其中的測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接信號處理模塊中放大電路的輸入端vin。

測量前端模塊中，由激勵(lì)電路產(chǎn)生交互電流，交互電流通過耦合線圈傳感器后產(chǎn)生交互磁場，作為激勵(lì)磁場。人體心肺區(qū)域作為被測物置于交互磁場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△b。這個(gè)感應(yīng)電流產(chǎn)生的二次磁場能夠被耦合線圈傳感器檢測到，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)電路中的頻率信號受線圈阻抗變化而改變，輸出至信號處理模塊。

所述耦合線圈傳感器的參數(shù)及測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，分別來代表人體不同組織器官類型，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)動引起的物體電導(dǎo)率的改變，進(jìn)而引起線圈傳感器信號變化的情況。

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)及測量深度；

通過仿真實(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)，其測量靈敏度是呈現(xiàn)一種平緩變化的趨勢。這說明了測量中即使在不斷增大線圈的半徑，對于測量過程中的測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)生的二次磁場的磁通量已經(jīng)全部的通過線圈，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)際測量中線圈傳感器距離被測物體越近越好，這樣激發(fā)的二次磁場的磁場強(qiáng)度更強(qiáng)，有易于測量。

對于pcb平面線圈傳感器的選擇，它的半徑并不是越大越好，滿足測量靈敏度即可，線圈匝數(shù)盡量多一些，增加測量深度，且測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，通過比對不同參數(shù)下同一測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)下檢測信號最完整的測量位置即人體后背心臟正上方位置。

通過matlab軟件對不同參數(shù)下同一測量位置處的耦合線圈傳感器測量靈敏度進(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量位置時(shí)檢測信號的完整性，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)測的方法，包括：

受試者將耦合傳感器線圈佩戴到最佳測量位置，即人體后背心臟正上方位置；

激勵(lì)電路產(chǎn)生交互電流，交互電流通過耦合線圈傳感器后產(chǎn)生交互磁場作為激勵(lì)磁場，人體心肺區(qū)域作為被測物置于交互磁場中，激勵(lì)電路隨心肺區(qū)域的生命活動改變輸出頻率信號；具體是心肺區(qū)域在進(jìn)行生命活動時(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；

信號處理模塊對測量前端模塊輸出的頻率信號進(jìn)行放大、濾波及整形處理；

人體狀態(tài)監(jiān)測模塊中的微處理器對信號處理模塊輸出的頻率信號計(jì)數(shù)，根據(jù)信號頻率變化范圍進(jìn)行人體狀態(tài)判斷。

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

若信號頻率變化范圍在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)；

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