基于负温度系数热敏电阻多通道高精度可穿戴式体温采集系统的设计

陶 杰，居来提·买提肉孜,罗辉卿，郭图聖，汪 平，任航宁

(1.新疆大学机械工程学院，乌鲁木齐 830047；2.浙江清华柔性电子技术研究院，嘉兴 314006)

在医学和临床上体温是指人体内部的温度，称为人体核心温度。人体核心温度定义为人体内部胸腔、腹腔和中枢神经的温度，是人体四大生命体征之一[1]，判断人体健康状态预防疾病的重要依据。所以，有效的监测人体体温成为非常重要。主要有核磁测温、直肠测温、耳蜗测温、食道测温、肺动脉等直接测量人体核心温度[1]。这些方法虽然能较接近地测出核心温度，但是存在测量不方便、需要侵入人体内部、无法测量人体动态时的温度等缺点。一种可吞咽下形似小药丸的传感器的核心体温监测系统，可读取人体内的核心温度，并将数据发送到无线接收器装置实时监测被测人员的核心温度。该方法测量准确率高，可以检测运动状态时的人体温度，但是服用传感因卫生性导致重复性差、成本高[1]。目前临床主要应用水银体温计和电子体温计来直接测量。水银温度计测量体温简便、准确、可靠，数据无法自动传输和保存，安全性不够，难以实现多点测量连续监测。故电子体温计得到普及[2]，相比较于接触式传感器中的铂电阻、热电偶和集成温度传感器。负温度系数热敏电阻(negative temperature coefficient，NTC)，因为灵敏度高、稳定性好、响应快、成本低常被选为电子体温计的传感器。苑冬梅等[3]，以NTC热敏电阻为体温传感器，采用差分式ADC(analog digital converter，ADC)芯片将模拟信号变为数字信号，送入单片机分析处理，分析了误差的来源提出误差校准方案，误差小于±0.1 ℃具有较强的稳定性和实用性，但是受环境温度影响较大，另外测量部位对体温测量结果的准确性也存在干扰，体表面温度与核心温度的关系需要进一步研究，使某个部位的体表温度能够更好反映核心温度。除了直接测量外，还可用间接估算的方法来测量核心温度，典型的有单通道热量流动模型、双通道热量流动模型。这些方法都是通过体表温度进行建模计算，用来估测出人体核心温度，单通道热量流动模型需要提前计算获得相应部位的皮肤和皮下组织的热阻性，所以对于不同的个体以及同一个体的不同部位，都需要进行重复计算[4]。单通道热流技术侧重于通过绝缘良好的传感器测量单个热流，而双热流测量是两种热流通过不同热阻或厚度的材料来获得核心体温度，通过热板实验来用热阻相近材料来模拟人体皮肤。Tamura等[5]在单通道热流模型基础上提出了双通道热流模型并进行了一系列仿真实验与人体实验研究。得到了比较理想的估算结果，但是实验受环境扰动的影响较大并且热平衡建立的时间较长。浙江大学Feng等[6]提出了一种抗环境温度扰动的改进型核心体温测量技术，利用基于最小均方值的自适应滤波器来减弱环境温度波动带来的干扰，并且受试者在室内和室外静息和运动等各种环境下的实验得到了预期的结果。利用在PDMS(Polvdimethvlsiloxane，PDM)传热块中均匀参杂碳酸钙粉末来增加探头的导热系数缩短了热平衡的建立时间。但皮肤温表面不均匀的热分布仍然是一个问题。Atallah等[7]开发一个符合人体工程学的Y形传感器使用5 cm的复合PE(polyethylene，PE)泡沫材料作为导热块，采用多垂直热流通道，用曲线拟合的方法来推到皮肤和导热块热阻，避免了材料参数的误差，但是也引入了拟合误差。创新性的选择了耳背测温，一定程度上克服了环境干扰以及温度分布不均的问题，同时缩短了热平衡建立的时间提高了测温精度。对于上述直接测温方法存在着精度不够或者成本太高、测温不方便，无法多点测温等问题，间接估算法又存在热平衡时间过长、测温精度不够高，由于不同个体及人体组织、血液灌注率等影响，难以得到准确的皮肤热阻，通过PDMS材料的热阻来模拟皮肤又存在不可避免的误差。基于以上背景，设计开发一款基于NTC热敏电阻的可穿戴式体温测量系统。阐述其工作原理，介绍软硬件设计，采用双面紧凑PCB电路板和Type-C双相向充放电模块尺寸小，解决可穿戴设备点电源续航问题，高精度和分别率的电子元器件，改进型差分式电桥测温电路[8]，四阶Stein-hart方程拟合阻温特性曲线，极大地提高了测温精度。8通道测温以结合测温部位的选择以及上位机对采集的温度信号进行自动筛选和处理[9]，减小环境干扰，克服了皮肤表面温度分布不均的问题。对NTC热敏电阻进行高精度的线性补偿，分析了误差的来源。设置恒温水浴实验对该设备进行了实验验证和精度测试。

1 系统组成及工作原理

设计的体温测量系统选择NTC热敏电阻作为感温元器件，具有体积小、易穿戴，功耗低且充电方便，能8点精确测温，可无线传输并自动分析处理数据等特点。适合医疗健康体温监测领域[10]。该体温测量系统采用恒压源测电阻的方法由NTC热敏电阻、分压电阻、模数转换器、主控芯片、蓝牙模块、恒压源及供电锂电池构成，并且采用差分输入的方法，电压信号干扰小，数据采集精度高。系统整体结构框图如图1所示。本设计使用意法半导体公司的STM32 F103C8T6作为主控芯片，内置ARM©CortexTM-M3 32bits的RISC高性能内核，集成高速存储器，丰富的快速I/O口和口通信接口，丰富外设配置，很好的满足了本温度采集系统的核心运算要求。体温传感器采用南京华巨电子公司生产MF54系列电子体温计热敏电阻30 kΩ档，测温精度为37 ℃时误差小于±0.01 ℃具有测试精度高、体积小、互换性、一致性好、反应速度快、能长时间稳定工作的优点。校准电阻采用国巨电子高精密万分之一贴片电阻精度为0.01%、低温漂、贴片电阻，温度系数为±0.000 5%/℃。A/D转换模块选用TI公司推出超高精度24 bits模数转换器ADSl256，可编程增益放大器噪声低，以二进制步骤提供1～64的增益，可编程滤波器无噪声分辨率高达24bits，数据输出速率高达30 K/s，±0.001 0%低非线性度，多路复用和传感器检测开关可灵活处理差分和单端信号，通过SPI兼容串口通信，为最苛刻的应用提供完整的高分辨率测量解决方案。贴片蓝牙模块用来无线传输。电源采用3.7 V可充电电芯聚合物锂电池，放电平台高，低内阻，充电时间快、自放电小，性能稳定等特点，并且采用Type-C充电接口，用手机充电器就能完成充电，更加便捷。系统硬件框图如图1所示。主要由微控制器、体温采集电路、信号调理电路、电源电路、蓝牙单元、上位机接收单元组成。电源供电恒压源输出电压，在NTC热敏电阻及分压电阻构成电路两端产生压降，通过模拟多路开关配置差动输入将采集到的模拟电压信号进行缓冲、放大、滤波并转换为数字电压信号，数字信号在STM32 F103C8T6中运算处理后通过蓝牙传输至上位机[11]。本文将主要分析讨论体温采集部分电路并分析各部分的误差。系统的下位机软件采用C语言编写，KEIL软件编译。上位机软件采用LABVIEW的图形化语言编写。系统软件内容包括：体温数据采集、体温数据转换、蓝牙数据传输、上位机对数据的实时监测、分析、处理、保存。

图1 体温测量系统整体结构框图Fig.1 Block diagram of the body temperature measurement system

设计的PCB电路板如图2所示。尺寸为33 mm × 33 mm，低功耗(可控功率开关和BLE技术)满足了功率受限可穿戴系统的能效需求。编号1、2、3、4分别为微控制器、体温采集模块、蓝牙单元、电源模块。而且体温测量系统更紧凑，没有传输电缆阻碍日常活动。

图2 温度系统PCB电路板Fig.2 Print circuit board of the temperature measurement system

2 系统部分硬件设计

2.1 NTC热敏电阻及温度采集电路

结合本体温测量系统可穿戴、高精度、低成本、低功耗，体积小互换性良好的需求，选择南京华巨电子MF54系列用于电子体温计的测温型NTC热敏电阻器作为体温度传感器[11]。本设计中选取型号为MF54-503E3 949EX-30R包封材料为黑色环氧树脂水滴形状，引线材质为漆包钢线NTC作为感元件，测温精度为0.01 ℃，阻值精度为±0.05%。其尺寸为：直径为1.4 mm、长度为4 mm，引线长度为87 mm如图3所示。

图3 体温传感器结构尺寸Fig.3 Size of temperature sensor

标定该热敏电阻确定电阻值R与温度T之间的对应关系。对NTC热敏电阻温度计在307.15～315.15 K(34～42 ℃)采用恒温水箱控制温度，高精度(0.01%)、低温漂(±0.000 5%/℃)电阻改造的电阻表来测量NTC热敏电阻随着温度的变化而对应的电阻值[12]，精度为0.01 ℃的高精密水银温度计来测量实际温度得到数据。负温度系数(NTC)的热敏电阻的阻值随温度上升呈指数下降，据此制温度阻值关系表，当温度变化引起阻值变化产生电压降，故通过测电压可反求温度值[13]。

GB/T21416—2008对医用电子体温计的性能指标要求[14]如表1所示。

根据本测温系统高精度、可穿戴、能多点测温的要求，综合考虑恒流式、恒压式、双积分式测温方法，结合测温精度、系统成本、实现难度，选择恒压式测温电路。由单点电桥测温电路原理设计多点测温电路如图4(a)所示。

表1 电子体温计国家标准Table 1 CNS(China National Standards)for electronic thermometers

图4 恒压式单点和多点测温电桥电路Fig.4 Single channel and multi channel temperature measuring bridge circuit based on constant voltage

两者本质上测温原理相同。故由图4(b)得：

(1)

(2)

式中：VREF为电路参考电压；RT为NTC热敏电阻；R1、R2、R3为分压电阻恒压式电路，也称之为惠斯通电桥电路。其工作的原理为：取R3的电压与RT的电压之差，送入ADS1256信号调理模块中进行信号的放大、滤波、A/D模数转换，由单片机进行运算求得RT。现取R1=R2=R3=RT=30 kΩ，式(1)可表示为

(3)

电压差ΔV为

(4)

放大A倍(这里取A=1)后，送入A/D转换器的电压为

(5)

A/D转换器输出电压信号的数字量为

(6)

式(6)中：A为电压信号的放大倍数；N为ADC模块数据处理的位数，N=24，由式(6)可知：数字量ADC，分压电阻R1由式(6)可求出RT，再根据NTC热敏电阻值与温度函数关系求出温度值。

2.2 主控芯片

STM32F103C8T6微控制器的核心为ARM 32bits的CortexTM-M3CPU，集成高速存储器(128 KByte的闪存和20 KByte的SRAM)，72 MHz的工作频率，多达80个快速I/O口和9个通信接口，这些丰富的外设配置，使得该型微控制器很好的满足了本文多路体温测量系统的设计要求。支持睡眠、停机、待机三种省电模式提供低功耗保障[15]。系统设置1 Hz的采温频率，并且主控芯片平常处于睡眠模式采集和发送数据时采工作，蓝牙模块只在发送数据时被唤醒从而进一步降低了功耗。

3 系统软件设计

体温测量系统的下位机软件采用C语言编写，KEIL软件编译。下位机软件包括：体温数据采集、体温模拟信号的调理、蓝牙数据传输。最终采集到的数据显示到基于LABVIEW图形化编程的上位机界面。由于采集的温度数据为低频模拟信号，并且考虑到放大信号会影响数据精度，所以ADS1256中可编程增益放大器的放大倍数PGA (programmable gain amplifier)=1保持原信号，此时可提供25.3 bits的有效分辨率。最后应用二分查找法及Stein-hart方程线性拟合最终计算出ADC采样值对应的温度，其设计流程图如图5所示。

3.1 下位机软件设计

3.1.1 主程序设计

图5 系统软件总体设计的框图Fig.5 Block diagram of system software design

图6 温度采集与处理模块的软件流程图Fig.6 Software flowchart of temperature acquisition and processing module

3.1.2 热敏电阻的线性补偿

本体温测量系统测温范围为34～42 ℃(取决产品规格书提供的温度阻值表)，其中部分数据以及相应的电阻和温度精度数值如表2所示。

MF54-503E 3949 EX-30R型热敏电阻，其电阻值和温度的函数关系如图7所示。如果直接按照图示指数关系来计算会造成非线性误差过大。

表2 R-T关系Table 2 R-T relations

图7 NTC热敏电阻温度特性曲线Fig.7 NTC thermistor temperature characteristic curve

图8 Stein-hart线性拟合Fig.8 Stein-hart equation fitting effect diagram

为了提高测温精度，消除阻值温度间的非线性，通常对热敏电阻器进行线性补偿[17]。

本系统采用的是恒压式电桥测温法作为硬件电路补偿法。对比经验公式、查表线性插值、多项式拟合三种软件方法，拟合效果差别并不大，且多项式最小二乘法一阶拟合误差较大，当方程在三阶以上时拟合精度较高[17]，综合考虑拟合精度以及系统微控制器的性能，软件拟合采用Stein-hart方程四阶公式进行拟合如式(7)所示。图8为拟合后效果，极大地减小了非线性误差。

273.15

(7)

式(7)中：Rref=30.249 kΩ；A=3.224 246 655 096 800 0×10-3;B=2.532 193 613 303 590 0×10-4;C=2.809 695 570 637 810 0×10-6;D=-1.002 667 386 689 740 0×10-7;E=-6.843 900 831 606 440 0×10-9。

3.2 上位机软件设计

使用LABVIEW作为上位机编程软件实现体温数据的采集，8路温度曲线均显示在波形图表上如图9所示。由于该系统测温范围为34～42 ℃，被测温度超过42 ℃时曲线维持42 ℃，低于34 ℃时曲线维持在34 ℃温度数据可实时保存在EXCEL表格中。同时为了减少环境对测温的干扰以及对后续核心体温的估算，通过编程对数据进一步处理如图10所示。这保证了系统连续准确地测量体温。

图9 温度采集Fig.9 Temperature aquisition

图10 温度信号的优化Fig.10 The optimization of the temperature signal

4 系统误差分析

为了进一步优化测温系统，提高测量精度，误差分析十分必要，测量系统按信号的传输方向分为NTC热敏电阻误差、恒压源的分压电阻误差和ADC转换误差三个部分[18]。

4.1 ADC误差

A/D转换器选用TI公司Burr-Brown产品线推出的微功耗、高精度、8通道、24 bitsΔ-∑型高性能模数转换器ADSl256，内置输入模拟多路开关、输入缓冲器、可编程增益放大器和可编程数字滤波器，24 bits无数据丢失，23 bits的无噪声精度，±0.001 0%低非线性度，30 K SPS的数据采样率等，非常适合于高分辨率的测量[19]。其数字量为0～167 772 16，根据上述测温电路，ADC输出的电压数据可表示为

(8)

式(8)中：ADCout为模拟信号经由A/D转换后的数字量；A为可编程增益放大器放大倍数。由式(8)可知，ADCout与参考电压无关，所以由A/D转换器参考电源所引起的测温误差可忽略不计。ADS1256模块的误差由积分非线性(integral nonlinearity，INL)、差分非线性(differentia nonlinearity，DNL)和截距误差(offset error)[20]三部分组成。ADS1256的ADC的积分非线性和差分非线性的最大值分别为±0.001% 和±0.000 3% LSB (least significant bit)此时可编程增益放大器PGA=1，INL是指ADS1256所有输出数值中模拟值与真实值最大误差点的最大误差值而DNL是指其实际量化对电平与理论量化电平之间的差异，当PGA=1时，可提供高达25.3 bits的有效分辨率,ADC采用了1倍过采样，根据INL和DNL定义，非线性误差转换为ADC采样值为±0.001% LSB[20]，引入的温度误差为±5.859 220 051 0×10-10℃。同样PGA=1，ADC截距误差最大值为Differential input为：±0.005% LSB，可计算出引入的温度误差为±5.859 220 051×10-9℃。

4.2 体温传感误差

NTC热敏电阻作为感温器件的误差包括热敏电阻误差和非线性误差是产品本身造成的，通过标定实验，将热敏电阻的阻值与温度的曲线拟合以后绘制成阻温特性表，然后以程序的形式固化入单片机，采用此种方式，极大减小了非线性误差提高了测温精度[21]。由传感器厂家提供的规格书可知MF54-503E 3949 EX-30R型热敏电阻测温精度0.01 ℃，阻值精度±0.05%。

4.3 参考电阻及分压电阻误差

参考电阻和分压电阻选择同型号同阻值(30 kΩ)，万分之一精度，5 ppm/℃的温度系数，故参考电阻阻值引入的误差最大值约为ΔRf=6 Ω，由式(8)和阻温表可知37 ℃时，ADC采样值为-26 063 LSB，引入参考电阻阻值误差后ADC采样值将变为-25 224 LSB[22]。由NTC热敏电阻R-T关系表得到：温度范围为：34.0～42.0 ℃时，NTC阻值变化范围为：34.158～24.647 kΩ，NTC对应的阻值为34.158 kΩ和24.647 kΩ时,由式(8)可得ADC采样值分别为-543 655 LSB和821 714 LSB，由此计算得到平均每0.1 ℃引起的ADC采样值变化为

(9)

由式(9)可以计算出参考电阻Rf引起的温度测量误差：[(26 063 LSB-25 224 LSB)/17 067 LSB]×0.1 ℃=0.004 9 ℃，即为参考电阻引入的温度误差的最大值。

5 实验结果

通过对上述多路体温测量系统进行测量实验，为验证设备的测量精度，并且由于厂家提供的MF54-503E 3949 EX-30R型号NTC的规格书中只有34～42 ℃范围的温度阻值(R-T)数据表，故选此9个温度点对校准后的体温设备的精度进行了测试。测试设备采用恒温液浴槽,实验过程中，为评估恒温水槽的误差[23]，以高精密度水银温度计作为温度基准器进行测量[24]，该水银温度计精度为0.01 ℃，温度示值(℃)/修正值(℃)分别为：

34 ℃/0.000 ℃、35 ℃/-0.001 ℃、36 ℃/+0.007 ℃、37 ℃/+0.004 ℃、38 ℃/+0.001 ℃、39 ℃/0.000 ℃、40 ℃/+0.004 ℃、41 ℃/-0.003 ℃、42 ℃/-0.001 ℃，为了避免干扰8个被测NTC热敏电阻被依次放置于水槽中进行精度测试。调试好测温设备5 min后开始读数。通过多次实验得到被测体温设备测量数据，如图表3所示。

表3 被测体温设备测量数据Table 3 Measurement data of measured temperature equipmen

被测体温测量设备分别在34～42 ℃，9个温度点的温度误差分布曲线图如图11所示。

如表4所示。测量结果满足GB/T21416—2008对医用电子体温计在34～42 ℃时最大允许误差要求。

图11 NTC热敏电阻的测量误差Fig.11 The measurement error of NTC thermistors

表4 NTC热敏电阻实验误差数据分析Table 4 The measurement error of NTC thermistors and data analysis

6 结论

基于高精度体温计用NTC热敏电阻设计的可穿戴式体温测量系统，分析了电路中的各部分误差，通过实验对34～42 ℃,9个温度点的误差进行分析，并且分析了温度测量误差的来源，测温单元使用的都是高精密电子元器件，故可得出以下结论：

(1)通过Stein-hart方程拟合的方法矫正NTC热敏电阻的非线性特性来极大提高了温度测量精度。

(2)基于LABVIEW的上位机界面可实时无线采集8路温度数据并对温度信号进行处理，从而自动筛选出受环境影响较小的4组温度数据作为精确的温度值同时克服局部体温分布不均的影响。

(3)采用惠斯通电桥电路，使电压对体温的测量的影响较小，且提高了测量精度，Type-C充电口、大容量锂电池的应用为可穿戴体温设备实时连续采集提供强力保障[25]。

(4)恒温水槽测量实验结果表明，体温测量系统的误差均远远满足医用电子体温计的误差要求，说明该系统完全满足医用电子体温计的行业规范。

(5)另外测量部位对体温测量结果的准确性，体表面温度与核心温度的对应关系等需要进一步研究，使某个部位的体表温度通过估算能够很好反映体内的核心温度，这将使体温测量下医疗健康领域的应用前景更广更有意义。