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【摘 要】 本文首先介绍了心电图产生机理和心电信号的参数特征，然后分析了电路系统原理与组成，最后具体阐述了便携式心电信号采集电路设计。
【关键词】 便携式;心电信号;采集电路;设计
心血管类疾病的发作具有突发性，难以预测性，致残致死的高度危险性，但是对于心血管类疾病的发现手段，目前来说主要是依靠心电信号。心电信号是由心脏的电活动而产生并可反映出心脏生理功能变化信息的人体生物电信号。因此，心电信息连续、准确、实时的采集，可对心血管类疾病的临床诊断提供重要的依据。
1 心电图产生机理
在人体内，窦房结发出一次兴奋，按一定途径和时程，依次传向心房和心室，引起整个心脏兴奋。因此，每个心动周期中，心脏各个部分兴奋过程中出现的生物电变化的方向、途径、次序和时间都有一定规律。这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面上，使身体各部位在每一心动周期中也都发生有规律的生物电变化，即心电位。若把测量电极放置在人体表面的一定部位，记录处心脏电位变化曲线，即常规心电图（Electrocardiogram，简称ECG）。
2 心电信号的参数特征
心电信号是一种低频微弱双极性信号，主要成分集中在0.05-100Hz;幅度为10μV--4mV，典型值为1mV;信号源阻抗一般高达几千欧-几十千欧。通常还混有其他生物电信号，有体外50Hz工频的干扰，仪器内部噪声和仪器周围电场、磁场、电磁场的干扰等，使得心电信号噪声背景较强，为采集和测量带来了难度。
放大器的温漂、皮肤电阻的变化、呼吸和人体运动，都会造成心电波形信号在某条水平线上缓慢地上下移动的“基线漂移”现象。这些低频噪声主要集中于0.03-2Hz。但是，心电信号中的ST段和Q波频率分量集中于0.05--2Hz;与上述低频噪声分量很接近。因此，不可简单地把高通截止频率定为2Hz，否则将使心电信号的波形出现较大失真。
3 电路系统原理与组成
图1所示是心电信号采集电路的系统框图，图中心电信号是用心电电极拾取的，送入前置放大器初步放大;输出的‘右腿驱动’作用于患者右腿上，用于消除心电信号中的共模信号;输出的‘屏蔽驱动’接到心电信号电缆的屏蔽层上，使屏蔽层电位追随其中信号线的电位，消除两者之间分布电容的影响，使输入信号不失真。
滤波电路滤除低频、高频、50Hz工频干扰信号，提取有用的心电信号成分。由于心电信号数值小、动态范围大、个体差异大，放大电路具有较大增益值，并且可程控增益，使大小信号都能够放大到接近A/D转换器的量程值，保证数据较多的有效位数，保证后续数据处理的质量。
在单片机控制下，采得较高精度、采样速率的心电数据，对数据进行数字滤波计算，进一步滤除50Hz干扰后，最后经通讯接口传输出去;或由单片机再深入处理数据，直接控制智能屏显示心电波形、及参数在屏幕上显示出来。
使用中，由于电极脱落、呼吸等干扰原因，使采集的数据连续长时间偏离较大值，心电信号被淹没了，或上下低频漂移;在影响原因消失后，自然回零的时间太长，为避免等待，此时，单片机发出‘回零控制’信号到高通滤波电路，达到快速归零、很快工作的目的。
图1 心电信号采集电路原理
4 心电信号采集电路设计
4.1导联系统
从人体体表采集心电时，首先要考虑2个问题：一是电极的放置位置，二是电极与放大器连接形式。临床上为了统一和便于比较所获得的心电波形，对测定ECG的电极位置和与放大器的连接方式都做了统一规定，称为心电图的导联系统，常称导联。广泛认可的国际标准十二导联，分别为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1～V6。其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联为双极导联，其余为单极导联。Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联又称肢体导联，拾取左右臂和左腿的任两者之间的电位差，所以是双极导联。双极导联不反映单电极的电位变化。单极导联是一端接参考电极，另一端接探查电极，反映心脏局部电位变化。V1～V6便是一端接参考电极，一端的探查电极放在胸部的6个位置。aVR、aVL、aVF称为加压肢体导联，是改变参考电极端，使信号幅度增加一倍的肢体导联。
4.2前置放大电路
根据人体心电信号得特点，前置放大电路是心电数据采集的关键环节;同时电极引入的极化电压差值较大，最大可达±300mV，比心电信号幅值大几百倍;又有肌电、呼吸、50Hz工频的干扰。因此，前置放大器应该比源阻抗高两个数量级，故一般取10MΩ以上，还是高共模抑制比、双端差分输入、低噪声、低漂移、精度高、稳定合适的频带和动态范围等性能。前置放大器选用性能优良、廉价的仪用放大器AD620制作，它输入阻抗高达1GΩ。
4.3滤波电路
由于心电信号的频率在0.05～100Hz，采集电路就需要设计滤波器除去该段频率以外的噪声频率。滤波电路主要由高通滤波、低通滤波和50Hz陷波器组成。高通滤波器，采用简单的CR无源高通电路（图2），能有效阻断直流通路，消除基线漂移，而基线漂移主要是由呼吸引起。为了达到理想的滤波效果，对大于截止频率的信号，有较严格的衰减，设计了二阶低通滤波器，如图2所示。
图2 前置放大和滤波电路
4.4陷波电路
由于交流电的影响，在心电信号采集中，容易受50Hz工频干扰的影响，为此设计了50Hz陷波电路。该陷波电路采用双T带阻滤波。实现陷波器的难度在于参数选择和电路调试，另外一定要选择高精度的电阻电容，确保参数严格匹配。在实验过程中，对5组参数进行仿真和电路测试，5组参数经计算截止频率均为50Hz，但实际电路测试效果很不理想。最终选择图3标注的具体电路和参数，以及46Hz频率以下信号通过时波形仿真，结果较好。从波形图上看，在46Hz频率以下的信号通过时，通过陷波电路的信号B与原信号A基本一致，无失真。 图3 陷波电路
4.5主放大电路
为满足A/D转换器对信号幅度的要求，两级放大器共放大1000倍左右，一级放大电路放大倍数为8倍，所以二级放大倍数设计为125倍。从整个电路集成度和器件性价比考虑，这里选用TL064。该器件内部集成4个运放，每个放大器的功耗只有6mW，符合便携产品的要求，且价格较低，可减少实验和生产成本。放大电路采用简单的反馈放大电路，调节电阻参数即可。
5 数字处理部分
已放大的模拟信号要实现存储和显示，需要转化为数字信号，因此要完成A/D转换。A/D转换首先解决采样率和A/D转换器的选型。
采样率，美国心脏学会推荐的采样率为500Hz，但实际中不同应用有不同的采样率，一般在125～1000Hz之间，监护时多采用200Hz或250Hz，辅助分析时多用400～500Hz，而心电HOLTER一般取125～200Hz。采样精度为10bit或12bit。
对于A/D转换器的选型，要根据电路形式、转换速率、通道数目、采样精度、功耗大小、供电电压等因素综合考虑，选出性价比较高的转换器。使用MAX197，其采样位数，转换速率，功耗，体积等方面均符合心电A/D转换的要求。另外，该转换器有8个模拟信号输入端，可采集8路模拟信号，符合心电设备多导联的要求。
控制模块使用VHDL语言编程实现，根据MAX197的时序图，利用有限状态机的方法实现控制模块。具体内容是根据A/D转换的进程，将转换过程分为5个状态：1）为初始化，写入读写信号及通道选择和转换电压范围等控制字;2）为启动转换，在时钟控制下，输出信号使得A/D转换器开始转换;3）为判断转换是否完成，若未完成继续转换，若完成跳入下一个状态;4）为读低8位，给转换结束标志信号hben赋值0，读出已经转换完的低8位;5）为读高4位，给hben赋值1，读出高4位。A/D转换器的控制信号由FPGA提供。基于FPGA平台搭建一个A/D转换的控制模块。选择FPGA做控制平台，是由于FPGA有着丰富的可编程逻辑资源，利用这些资源可以实现心电设备中的控制存储、显示、按键、通信等其他模块。这些模块都在FPGA上完成就构成了片上系统，使得设备体积和可靠性都有了很大程度上的提高。选择FPGA也是出于项目整体方案的考虑。
参考文献：
[1]吴建刚.现代医用电子仪器原理与维修[M].北京：电子工业出版社，2005.
[2]王威.心电信号提取及处理电路的设计[D].长春：吉林大学，2006.
【关键词】 便携式;心电信号;采集电路;设计
心血管类疾病的发作具有突发性，难以预测性，致残致死的高度危险性，但是对于心血管类疾病的发现手段，目前来说主要是依靠心电信号。心电信号是由心脏的电活动而产生并可反映出心脏生理功能变化信息的人体生物电信号。因此，心电信息连续、准确、实时的采集，可对心血管类疾病的临床诊断提供重要的依据。
1 心电图产生机理
在人体内，窦房结发出一次兴奋，按一定途径和时程，依次传向心房和心室，引起整个心脏兴奋。因此，每个心动周期中，心脏各个部分兴奋过程中出现的生物电变化的方向、途径、次序和时间都有一定规律。这种生物电变化通过心脏周围的导电组织和体液反映到身体表面上，使身体各部位在每一心动周期中也都发生有规律的生物电变化，即心电位。若把测量电极放置在人体表面的一定部位，记录处心脏电位变化曲线，即常规心电图（Electrocardiogram，简称ECG）。
2 心电信号的参数特征
心电信号是一种低频微弱双极性信号，主要成分集中在0.05-100Hz;幅度为10μV--4mV，典型值为1mV;信号源阻抗一般高达几千欧-几十千欧。通常还混有其他生物电信号，有体外50Hz工频的干扰，仪器内部噪声和仪器周围电场、磁场、电磁场的干扰等，使得心电信号噪声背景较强，为采集和测量带来了难度。
放大器的温漂、皮肤电阻的变化、呼吸和人体运动，都会造成心电波形信号在某条水平线上缓慢地上下移动的“基线漂移”现象。这些低频噪声主要集中于0.03-2Hz。但是，心电信号中的ST段和Q波频率分量集中于0.05--2Hz;与上述低频噪声分量很接近。因此，不可简单地把高通截止频率定为2Hz，否则将使心电信号的波形出现较大失真。
3 电路系统原理与组成
图1所示是心电信号采集电路的系统框图，图中心电信号是用心电电极拾取的，送入前置放大器初步放大;输出的‘右腿驱动’作用于患者右腿上，用于消除心电信号中的共模信号;输出的‘屏蔽驱动’接到心电信号电缆的屏蔽层上，使屏蔽层电位追随其中信号线的电位，消除两者之间分布电容的影响，使输入信号不失真。
滤波电路滤除低频、高频、50Hz工频干扰信号，提取有用的心电信号成分。由于心电信号数值小、动态范围大、个体差异大，放大电路具有较大增益值，并且可程控增益，使大小信号都能够放大到接近A/D转换器的量程值，保证数据较多的有效位数，保证后续数据处理的质量。
在单片机控制下，采得较高精度、采样速率的心电数据，对数据进行数字滤波计算，进一步滤除50Hz干扰后，最后经通讯接口传输出去;或由单片机再深入处理数据，直接控制智能屏显示心电波形、及参数在屏幕上显示出来。
使用中，由于电极脱落、呼吸等干扰原因，使采集的数据连续长时间偏离较大值，心电信号被淹没了，或上下低频漂移;在影响原因消失后，自然回零的时间太长，为避免等待，此时，单片机发出‘回零控制’信号到高通滤波电路，达到快速归零、很快工作的目的。
图1 心电信号采集电路原理
4 心电信号采集电路设计
4.1导联系统
从人体体表采集心电时，首先要考虑2个问题：一是电极的放置位置，二是电极与放大器连接形式。临床上为了统一和便于比较所获得的心电波形，对测定ECG的电极位置和与放大器的连接方式都做了统一规定，称为心电图的导联系统，常称导联。广泛认可的国际标准十二导联，分别为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1～V6。其中Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联为双极导联，其余为单极导联。Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联又称肢体导联，拾取左右臂和左腿的任两者之间的电位差，所以是双极导联。双极导联不反映单电极的电位变化。单极导联是一端接参考电极，另一端接探查电极，反映心脏局部电位变化。V1～V6便是一端接参考电极，一端的探查电极放在胸部的6个位置。aVR、aVL、aVF称为加压肢体导联，是改变参考电极端，使信号幅度增加一倍的肢体导联。
4.2前置放大电路
根据人体心电信号得特点，前置放大电路是心电数据采集的关键环节;同时电极引入的极化电压差值较大，最大可达±300mV，比心电信号幅值大几百倍;又有肌电、呼吸、50Hz工频的干扰。因此，前置放大器应该比源阻抗高两个数量级，故一般取10MΩ以上，还是高共模抑制比、双端差分输入、低噪声、低漂移、精度高、稳定合适的频带和动态范围等性能。前置放大器选用性能优良、廉价的仪用放大器AD620制作，它输入阻抗高达1GΩ。
4.3滤波电路
由于心电信号的频率在0.05～100Hz，采集电路就需要设计滤波器除去该段频率以外的噪声频率。滤波电路主要由高通滤波、低通滤波和50Hz陷波器组成。高通滤波器，采用简单的CR无源高通电路（图2），能有效阻断直流通路，消除基线漂移，而基线漂移主要是由呼吸引起。为了达到理想的滤波效果，对大于截止频率的信号，有较严格的衰减，设计了二阶低通滤波器，如图2所示。
图2 前置放大和滤波电路
4.4陷波电路
由于交流电的影响，在心电信号采集中，容易受50Hz工频干扰的影响，为此设计了50Hz陷波电路。该陷波电路采用双T带阻滤波。实现陷波器的难度在于参数选择和电路调试，另外一定要选择高精度的电阻电容，确保参数严格匹配。在实验过程中，对5组参数进行仿真和电路测试，5组参数经计算截止频率均为50Hz，但实际电路测试效果很不理想。最终选择图3标注的具体电路和参数，以及46Hz频率以下信号通过时波形仿真，结果较好。从波形图上看，在46Hz频率以下的信号通过时，通过陷波电路的信号B与原信号A基本一致，无失真。 图3 陷波电路
4.5主放大电路
为满足A/D转换器对信号幅度的要求，两级放大器共放大1000倍左右，一级放大电路放大倍数为8倍，所以二级放大倍数设计为125倍。从整个电路集成度和器件性价比考虑，这里选用TL064。该器件内部集成4个运放，每个放大器的功耗只有6mW，符合便携产品的要求，且价格较低，可减少实验和生产成本。放大电路采用简单的反馈放大电路，调节电阻参数即可。
5 数字处理部分
已放大的模拟信号要实现存储和显示，需要转化为数字信号，因此要完成A/D转换。A/D转换首先解决采样率和A/D转换器的选型。
采样率，美国心脏学会推荐的采样率为500Hz，但实际中不同应用有不同的采样率，一般在125～1000Hz之间，监护时多采用200Hz或250Hz，辅助分析时多用400～500Hz，而心电HOLTER一般取125～200Hz。采样精度为10bit或12bit。
对于A/D转换器的选型，要根据电路形式、转换速率、通道数目、采样精度、功耗大小、供电电压等因素综合考虑，选出性价比较高的转换器。使用MAX197，其采样位数，转换速率，功耗，体积等方面均符合心电A/D转换的要求。另外，该转换器有8个模拟信号输入端，可采集8路模拟信号，符合心电设备多导联的要求。
控制模块使用VHDL语言编程实现，根据MAX197的时序图，利用有限状态机的方法实现控制模块。具体内容是根据A/D转换的进程，将转换过程分为5个状态：1）为初始化，写入读写信号及通道选择和转换电压范围等控制字;2）为启动转换，在时钟控制下，输出信号使得A/D转换器开始转换;3）为判断转换是否完成，若未完成继续转换，若完成跳入下一个状态;4）为读低8位，给转换结束标志信号hben赋值0，读出已经转换完的低8位;5）为读高4位，给hben赋值1，读出高4位。A/D转换器的控制信号由FPGA提供。基于FPGA平台搭建一个A/D转换的控制模块。选择FPGA做控制平台，是由于FPGA有着丰富的可编程逻辑资源，利用这些资源可以实现心电设备中的控制存储、显示、按键、通信等其他模块。这些模块都在FPGA上完成就构成了片上系统，使得设备体积和可靠性都有了很大程度上的提高。选择FPGA也是出于项目整体方案的考虑。
参考文献：
[1]吴建刚.现代医用电子仪器原理与维修[M].北京：电子工业出版社，2005.
[2]王威.心电信号提取及处理电路的设计[D].长春：吉林大学，2006.