心数：心电信号采集原理及电路设计

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二、心电滤波算法简介_心率滤波

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1、心电信号的特点

1.信号弱。心电信号是体表的电生理信号，一般比较微弱，幅度在10uV~4mV，频率为0.05~100Hz。
2.噪声强。由于人体自身信号弱，加之人体又是一个复杂的系统，因此心电信号容易受到噪声干扰。
3.随机性强。心电信号不仅是随机的，而且是非平稳的。同时，在心电图检测过程中极易受到各种噪声源的干扰，从而使图像质量变差，使均匀和连续变化的心电数值产生突变，在心电图上形成一些毛刺。使原本很微弱的信号很难和噪声进行分解

2、工频干扰

工频干扰是由电力系统和人体的分布电容引起的，其频率包括50Hz的基波及其各次谐波，其幅值成分在ECG峰—峰值的0-50%范围内变化。工频干扰是电路中最常见的干扰，心率信号变化缓慢，特别容易受到工频信号的干扰，因此对工频信号干扰的抑制是保证心电信号测量精度的主要措施之一。正常心电信号的幅值范围在10uV-4mV之间，典型值为1mV。频率范围在0.05-100Hz以内，而90%的ECG频谱能量集中0.25-35Hz之间，小于工频50Hz，因此通过低通滤波器可以有效滤除工频干扰。这样不但能够降低系统的功耗，而且能够在一定程度上减少外界的电磁干扰。

3、工频滤波

我国的电力系统基本都是50Hz的。
心电采集设备，采样率一般为250或期倍数
采样率250为例，50Hz正好是5个采集点为一个周期，故由正玄波的特性5点平滑即可起到工频滤波的效果。

由心电图的特性，心电图可分为线性部分和非线性部分，非线性部分使用5点平滑，会损失心电图的幅值，故工频滤波时，线性部分使用5点平滑滤波，非线性部分使用线程部分的滤波模板进行滤波以减少平滑对心电信号造成的影响。

4、去基线漂移

由于采集心电信号时，身体的肌电干扰，会对心电产生低频干扰，使心电信号飘忽不定，故要去除次干扰，最常用的方式是非线性的中值滤波法。
第一次使用大窗体的中值滤波过滤非线性的R波群。
第二次用小窗体保留线性部分的细节波形和R波的细节形状。
定标
由于各个设备差异，设备采集的AD值在同一信号源下，产生不同的AD值，故设备采集的心电信号，我们要进行定标（统一标准）。
定标时，使用1mV的标准信号，计算设备采集的AD值使其标准化。
定标后，使设备输出的AD值在同一个标准下以便于算法分析其幅值等信息。

 

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三、一种心电信号采集电路的设计

 本文引用地址：一种心电信号采集电路的设计

摘要：针对心电信号的特征，提出了一种心电信号采集电路的设计方法。通过设计信号放大电路、滤波电路，并对其逐个测试和分析，获得了清晰准确的心电图。该电路体积小、成本低、功耗小，可应用于便携式心电监护仪的设计。所得到的心电图可以为医务人员对心脏疾病的诊断提供依据。
关键词：心电信号；信号处理；信号放大；信号滤波

0 引言
心血管疾病是威胁人类生命的主要疾病之一。由于人们工作生活节奏的加快、饮食结构不合理，导致此类疾病的发病率不断增长。如何更好地预防和治疗此类疾病俨然成为医学界面临的重要问题之一。针对心电信号采集电路的研究和设计，对于帮助医生获取心电信号，诊断心血管疾病，具有重要的意义。
由于医院里使用的心电监护系统体积庞大、价格昂贵、难以移动，不能实时现场监护患者的病情，给病人和医生造成很大的不便。根据心电信号的特点，提出了一种便携式心电监护仪心电信号采集的设计方案。

1 整体方案

从人体体表获取的心电信号非常微弱，一般只有0．1～3 mV，具有不稳定性、低频特性、随机性等特点，并且非常容易受到外界环境的干扰。心电信号的干扰主要有工频干扰、高频电磁场干扰、电极极化干扰、测量设备本身的干扰等。基于以上特点，设计了心电信号获取电路，按照标准I导联方式进行设计，左手臂作为电位正极，右手臂为负极。电路整体结构如图1所示。

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前置放大电路（差分放大电路）---高通滤波电路（消除基线漂移）---右腿驱动电路---仪表放大电路---低通滤波电路--后级放大电路

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心电信号被心电极片获取后送入前置放大电路进行初步放大，由高性能的差分式前置放大电路对共模干扰信号进行抑制。同时，通过右腿驱动电路抑制共模干扰和50 Hz工频干扰，提高信号的采集质量。将经过前置放大电路初步放大以后的心电信号送入截止频率分别为0.5～100 Hz的高通、低通滤波电路。接着将信号输入主放大器，实现100倍放大，使信号放大到0.08～2.7 V的范围。为了消除在信号放大过程引入噪声，同时滤除信号中的50 Hz工频信号，将主放大后的信号进行50 Hz陷波，然后再经过低通滤波电路，从而得到清晰的波形。由于心电信号是交流信号，而单片机的A／D采集输入范围是0～3.3 V，故需将信号进行电平迁移，将其抬升至单片机的模拟电压采样范围，以便进行A／D转化，满足嵌入式系统分析、存储和传输的要求。

1.1 前置放大电路设计

由于人体心电信号非常微弱，干扰噪声强，存在较大的极化电压，初级放大器必须具有高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声、低漂移、非线性度小、合适的频带和动态范围等性能。采取差分放大电路进行设计，如图2所示，运放选用仪表放大器AD620芯片。

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AD620的增益取值范围为1～1 000倍，对AD620增益大小的控制是通过调节1引脚和8引脚之间的电阻RG来实现的，计算公式为：G=49.4 kΩ／RG+1。为了提高被监护对象的安全系数且前置放大器不工作在截止区，前置放大器的增益不能过大。设计电路RG=6．67 kΩ，计算得增益G为8.41。对该电路用小信号进行模拟测试，以峰峰值为100 mV，频率为50 Hz的正弦波为输入，得到输出为Vpp=886.47 mV的正弦波，实际放大倍数为8.86倍，与理论值相符。

1.2 前级滤波电路设计

对心电信号的特征分析发现，滤波电路的频带范围应为0．5～100 Hz。选择低通和高通两个滤波器串联在一个通道上，组成带通滤波器对心电信号进行滤波。低通滤波器的截止频率为100 Hz，高通滤波器的截止频率为0．5 Hz。选用频带范围较宽的TL082作为滤波器的运放，电路如图3所示。

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为了使滤波效果更加理想，采用二阶滤波设计，针对低通滤波器部分，该二阶低通滤波器的传递函数为：
 

​

fc=97.6 Hz (4)
同样可以计算出，针对高通滤波器二阶高通滤波器的截止频率为：
 

​

采用实际信号来检测滤波器的特性，选择频率为1 Hz，Vpp为10 mV的信号，信号微弱且频率较低，并带有噪声干扰。采用LabVIEW进行测试，经过高通和低通滤波前后对比结果如图4所示，可以看出，设计的滤波器滤除了许多高频成份，波形相比于滤波之前有了明显的改善，起到了很好的滤波的效果。

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 1.3 主放大电路设计

原始心电信号的幅度约为0.1～3mV，前置级和滤波电路放大倍数为8.86，而系统采用ADC的刻度范围为0～3.3 V，为了提高采集精度，设计了主放大电路对信号进一步放大。主放大电路的放大倍数设定为100倍，此时系统总放大倍数为886，得到的心电信号幅度约为0.08～2.7 V，使其在单片机内部ADC模块的采集范围内。该电路采用低偏置电压，低漂移的集成运放OP07来承担。如图5所示，100倍的增益由反向输入端的R1和R2的电阻决定，同相输入端采用R3=100 kΩ电阻以平衡两端电压并增大共模抑制比。

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在同相输入端输入1 Hz，Vpp为100 mV的正弦波，测试经过运算放大器放大后在输出端测到的信号Vpp约为10．3 V，后级放大电路的实际放大倍数约为103倍，测试值与理论值的误差是由芯片本身的特性以及电阻R1和R2的失配引起的。

1.4 50 Hz陷波器设计

工频干扰主要是由人体和测量系统耦合周围环境中50 Hz工频及其谐波成分而引入的，是心电信号的主要干扰之一，对心电波形的影响较大。虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用，并且在输入电路中采用了右腿驱动电路以抑制工频干扰，但仍有部分工频干扰是以差模信号方式进入电路。另外，由于输入回路和电极不稳定等因素，初级电路输出的心电信号仍存在较强的工频干扰，所以有必要进行陷波处理。设计电路如图6所示。

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​

对该电路进行软件仿真，结果如图7所示，从频域表可以看出50 Hz左右地方衰减明显。实际测试时，采用频率50 Hz，Vpp为1 V的正弦信号输入，经过陷波器之后，原本Vpp为1 V的信号，衰减至0．1 V，陷波效果明显。

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1.5 右腿驱动电路

为了提高共模抑制比，取初级放大的共模信号，通过运放反向之后经过右腿加回体表，可以有效抑制测量过程中引入的干扰。实践证明，采用右腿驱动能够使50 Hz共模干扰降低到1％以下，而且对于50 Hz干扰的抑制并不以损失心电图的频率成份代价，效果较好。右腿驱动电路如图8所示。

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2 实验测试结果

按照标准I导联方式对心电信号进行采样，经过放大和滤波电路并进行后级低通滤波，得到的心电信号波形清晰，最终测试结果如图9所示。

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3 结论

本文详细分析心电信号的基本特征，设计了一种心电信号采集电路的设计方法。该电路结构简单，硬件体积小，成本低，可广泛应用于便携式心电监护仪的心电信号采集。

四、心电信号采集放大电路

心电信号采集放大电路是一种将人体心脏电信号放大的电路，一般采用放大器、滤波器、隔离器等组成，以下为一种简单的设计方法:

1.选择放大器芯片

选择一个合适的放大器芯片，一般选用高质量低噪声的运放芯片，如AD620、AD8226等。这些芯片具有高增益、低噪声等特点，适合于心电信号的放大。

2.设计放大器电路

使用选择的芯片设计放大器电路，将心电信号输入放大器的非反馈端，输出连接到反馈端，可以根摆需要调整电阻和电容值来获得合适的增益和滤波效果。一般放大倍数在100-1000之间。

3.加入滤波器电路

由于心电信号存在很多干扰信号,所以需要加入滤波器来滤除掉干扰信号,使得输出信号更加可靠。常用的滤波器如低運滤波器、带通滤波器等。

4.设计隔离器电路

为了避免放大电路与其他电路之间的交叉干扰，需要加入隔离器电路，将输入和输出信号隔离开。一般采用光电耦合器或变压器等。

5.验证电路性能

制作完成后，需要对电路的性能进行验证,可以使用示波器、信号发生器等测试设备来检测电路的增益、频率响应等性能参数,以确保电路可靠度、准确性和稳定性。通过以上简单方法，可以设计一款高质量的心电信号采集放大电路。 

五、心电信号放大电路的设计与仿真

心电记录电路设计(框图/波形以及信号放大器的选择)_心电信号放大电路的设计与仿真_纪客老白的博客-CSDN博客

1、心电图波形是这样的:

​

差分放大器 Vout 的输出是在输入点给出的两个输入信号之间的差值。VO1是运算放大器1的输出，VO2是运算放大器2的输出。

隔离放大器

隔离放大器被称为前置放大器隔离电路。隔离放大器增加了病人监控系统的输入阻抗。它还有助于将病人从设备中隔离出来。使用隔离放大器可以防止意外的心脏休克。它在病人和医院的电源线之间提供高达1012Ω 的绝缘。

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2、采集电路设计要求 

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3、采集电路设计分析过程 

3.1 前级放大电路设计 

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3.2 次级放大电路（信号放大增益） 

3.3 高通滤波电路（消除0.03hz以下呼吸引起的基线漂移）

 3.4 补偿电路（抵消人体信号源中的各种噪声）

 3.5 电路框图结构

 3.6实际电路原理图 

 4、电路性能实验验证

5、结语 

 七、心电电路算法滤波_简述心电信号采集原理及电路设计

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心电图指的是心脏在每个心动周期中，由起搏点、心房、心室相继兴奋，伴随着心电图生物电的变化，通过心电描记器从体表引出多种形式的电位变化的图形(简称ECG)。心电图是心脏兴奋的发生、传播及恢复过程的客观指标。

随着生活水平的提高，健康问题引起人们高度重视，尤其是对心脏疾病方面，因而从医院大型设备到便携式仪器，甚至各种远程诊断设备，都有飞跃发展，而所有心电设备的基础都是采集到心电信号。在便携式自动心电诊断系统的项目背景下，设计出便携式心电信号的采集电路。

1  心电图产生机理

在人体内，窦房结发出兴奋，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。

2  系统结构

便携式心电监护仪的目标是具备自动诊断心脏疾病的功能，同时便于家庭和旅行使用。这里主要给出便携式心脏疾病自动诊断设备的前端部分，即信号采集和处理部分。心电信号在FPGA控制下，实现信号的数字化，以便后续进一步处理和存储，系统整体结构如图l所示。

3  采集心电信号

3.1  心电信号的特点

正常心电信号的幅值范围为10 V～4 mV，典型值为1 mV。频率范围在0.05～100 Hz，而90％的频谱能量集中在0.25～35 Hz之间。在检测微弱的心电信号时还要注意到噪声的抑制。

根据心电信号非常微弱的特点，采集心电信号的前置放大电路需要具备高输入阻抗、高共模抑制比、放大器低噪声和低漂移等方面性能。

综合考虑以上要求，这里选用放大器为AD620。AD620的输入阻抗为10GΩ，增益为10时的共模抑制比为100dB，温度漂移O.6μV／℃。

3.2  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。

3.3  放大

心电信号放大器选用AD620，它在输入阻抗、共模抑制比、低噪低漂移上具有出色的性能。另外，AD620采用差分放大，能够有效地抑制噪声。放大倍数不宜太大，因为在采集信号时可能产生电位波动和极化电压及其他噪声，给后续电路处理噪声带来不便，建议在7～lO倍。电路连接如图2所示。

3.4  滤波电路

由于心电信号的频率在0.05～100 Hz，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。为了达到理想的滤波效果，设计了二阶低通滤波器，如图2所示。

对电路进行实际测试计算得到以下数据，如表1所示。表1中，衰减为电路测试数据，“Filterlab”为软件仿真的数据，从数据对比上看，实际计算数据和仿真数据基本一致。

图3给出了二级有源滤波器的幅频曲线及相频曲线。其中曲线A为幅频曲线，曲线B为相频曲线。

3.5  50Hz陷波电路

由于交流电的影响，在心电信号采集中，容易受50 Hz工频干扰的影响，为此设计了50 Hz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。从波形图上看，在46 Hz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5分别为49 Hz、50 Hz频率信号通过陷波电路后，与原输入信号波形的比较。由图中可清楚地看到：当输入49 Hz信号时，输出信号衰减为原信号的0.35倍左右。当输入50Hz信号时，信号基本上衰减为零，因此能有效抑制50 Hz的工频干扰。

3.6  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l 000倍左右，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。放大电路采用简单的反馈放大电路，调节电阻参数即可。

4  数字处理部分

4.1  A／D转换

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500 Hz，但实际中不同应用有不同的采样率，一般在125～1 000 Hz之间，监护时多采用200 Hz或250 Hz，辅助分析时多用400～500 Hz，而心电HOLTER一般取125～200 Hz。采样精度为10 bit或12 bit。

通过表2和实际项目的要求，终确定使用MAXl97，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。

控制模块使用VHDL语言编程实现，根据MAXl97的时序图，利用有限状态机的方法实现控制模块。

图6是根据上述状态机VHDL语言实现后生成的图元符号及控制模块的仿真波形。从仿真波形上可以看出，该模块符合A／D转换器的时序要求，能在功能上实现对A／D转换器的控制，得到所需要的数字信号。

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。选择FPGA也是出于项目整体方案的考虑。

5  结束语

在项目的要求下，通过分析心电信号的特点，从幅值，频率，噪声等各方面有针对性的设计了心电采集电路，并对每一环节都做了仿真和测试，上精简电路，满足便携式设备对体积的要求，同时保持较高的性能，能有效采集到心电信号。对采集到的心电信号，用FP-GA控制A／D转换模块，得到数字信号，以便后续的数字处理。

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