基于雙極性采樣技術的心率信號采集系統設計

鄭春強，丁 欣，楊艷云，甘 文

（廣西水利電力職業技術學院，廣西 南寧 530023）

0 引言

為了滿足人們對健康的要求，在穿戴式設備中基本上都配有心率檢測功能。心率信號是人體中最重要的體征信號之一，通過測量心臟的跳動頻率，能夠準確判斷出一個人的心臟功能情況，可以根據心率快慢、變異度、整齊程度等方面判斷人的心臟健康程度。

目前，穿戴式產品檢測心率的方法有光電法[1]、心電信號法[2]、壓力振蕩法、圖像信號分析法[3]等幾類。其中心電信號法其實就是醫療級別常用的最準確的測量心率的方法，配備的傳感器可以通過測量心肌收縮的電信號來判斷使用者的心率情況，原理和心電圖類似，這種方法的準確度非常高。心臟在每個心動周期中，由起搏點、心房、心室相繼興奮，伴隨著無數心肌細胞動作電位變化，這些生物電的變化稱為心電，而通過心電的周期性變化便可以檢測到心率。對于智能穿戴設備來說，心電信號法的缺點是電路比較復雜，占PCB 空間比較大，小型化設計難[4]；易受電磁干擾，同時傳感器必須緊貼皮膚，放置位置相對固定。

心電信號采集系統通過心電信號法采集人體心率信號，因其容易受電磁輻射信號的干擾，在硬件設計過程中采用獨立電源供電的低噪聲前置放大器及采用雙極性采樣技術為核心技術；在軟件設計方面采用零點識別技術實現相位正反信號的相位疊加。

1 硬件設計及功能框圖

心電信號采集系統采用32 位單片機STM32 為控制芯片，控制整個采集系統的工作流程[5]；系統采集人體的心電信號，并將結果顯示在液晶屏中，同時通過WiFi 模塊將數據上傳到云端服務器供用戶查看[6]；系統提供一組觸控按鈕，方便用戶進行模式及報警設置。心率采集系統設計的硬件如圖1 所示。

圖1 硬件設計

整個采集系統的主要功能模塊包括：心電信號輸入探頭用于采集微弱的心電信號，由于心電信號很弱小，容易受外界的干擾，采用醫學用低噪聲三導聯線為信號傳輸線[7]；前置放大電路對探頭輸入的微弱電信號進行放大處理，抗噪性能是其最重要的考量標準，也是后續電路進行信號處理的基礎；低通濾波電路對前置放大電路輸出進行噪聲濾波，濾除信號中的高頻成分，正常心率信號的頻率為60 ～100 Hz，低通濾波電路的帶寬為200 Hz，將300 Hz 以上的高頻信號進行濾波處理；極性轉換電路通過將心電信號分成兩部分進行處理，這兩部分信號相位差180°，這樣能夠提高系統的共模信號抑制比，該部分電路的設計是硬件設計的核心部分；AD 采樣電路對信號進行采樣，便于STM32 進行數據處理，采集系統提供兩個AD采樣電路分別對雙極性輸出信號進行數據采集；WiFi模塊為心率信號采集系統提供遠程通訊功能，采集系統通過WiFi 通信模塊將采集到的心電信號上傳到云服務器供用戶查閱；液晶屏模塊和觸控按鍵為心率信號采集系統提供人機交互功能，用戶可以設置系統的工作方式及報警信息，同時采集系統的采集結果通過LCD 液晶屏反饋給用戶。

2 關鍵硬件設計

2.1 小信號前置放大電路的設計

人體產生的心電信號及其微弱，直接采樣難度較大，需要對心電信號進行放大處理。同時在心電信號的放大過程中容易受電磁輻射及各種電信號的干擾，降低系統輸入信號的信噪比，所以在前置放大電路中，其抗噪性能要求非常高[8-10]。同時，心率信號包含R波、P 波、PR 間期等眾多有用信息，每個參數具有不同的電壓值，為了滿足不同信號的采集要求，采用自適應3 級信號放大處理技術，設計電路圖如圖2 所示。

圖2 前置放大電路設計

2.1.1 前置放大電路的信噪比設計

小信號放大電路中，運放的選擇至關重要，心率采集系統的運放要求具有高信噪比、低失調電壓及高帶寬的要求。高信噪比可以有效降低噪聲，低失調電壓能夠提供良好的線性關系，高帶寬可以有效降低信號的失真。低噪聲運放的選擇，選用低噪聲運放OP27作為心電信號的放大器，OP27 是一款極低噪聲放大器，電壓低至80 nVpp；同時OP27 具有良好的失調電壓，失調電壓低至25 μV。

低噪聲放大電路中，通過對噪聲的來源分析可以發現，高斯噪聲在噪聲中占有很大的比重，需要對電源紋波電壓進行處理。在心率采集系統中，控制板通過DC-DC 模塊供電，DC-DC 供電模塊具有較大的電源紋波，如果該電源直接給前置放大器進行供電，這樣會將微弱的心電信號淹沒在電源紋波當中，難以提取心電信號。由于電池的電壓紋波非常小，所以在前置放大器中采用獨立的充電電池進行供電，以降低供電電源電壓紋波對信號的影響。普通開關電源的電壓紋波都有幾十mV，會對mV 級的心電信號造成干擾，無法滿足mV 級或者μV 級心電信號放大電路的要求。所以采用對前置放大電路進行單獨電池供電的方法來減小后級電源產生的噪聲干擾。

2.1.2 前置放大器自適應增益設計

采用多級放大技術，實現自適應增益放大。為了滿足對不同電壓幅度的心電信號的采樣，設計了3 級放大電路對心電信號進行放大。U1、U2、U3 為3 個OP27 實現3 級差分放大器：

第1 級放大倍數：Au1= R8/R5

在心率采集系統中，R8=100K，R5=2K，Au1設計為50，同時精密可調電阻R1 對U1 的放大輸出進行調零，減小零偏造成的電壓誤差。

第2 級放大倍數：Au2= R13/R10

在心率采集系統中，R13=100K，R10=5K，Au2設計為20，同時精密可調電阻R2 對U2 的放大輸出進行調零，減小零偏造成的電壓誤差。

第3 級放大倍數：Au3= R18/R15

在心率采集系統中，R18=100K，R15=5K，Au2設計為20，同時精密可調電阻R3 對U3 的放大輸出進行調零，減小零偏造成的電壓誤差。

STM32 分別采集3 個放大電路的輸出信號的電壓大小，通過軟件自動選取合適的電壓大小作為系統的輸出信號。

2.2 雙極性采樣技術的實現

正常人的心率跳動范圍為30 ～300 Hz，所以低通濾波器的截止頻率為300 Hz，同時我國市電的頻率為50 Hz，處于低通濾波器的濾波范圍之外，不能對市電信號進行有效濾波，所以市電帶來的頻率響應會疊加在心電信號上，成為心電信號采集的又一個重要干擾源。

一般情況下心電信號的頻率計算方法是通過采集信號的兩個最大值（如波峰或者波谷），計算這兩個最大值之間的時間差得到信號周期大小，從而得到心率大小[11，12]。一旦心電信號受到干擾，那么在判斷信號的幅值就會出現問題，從而影響對心電信號的檢測。以正弦波為例，在受到噪聲干擾后，波形最大值出現誤判現象，如圖3 所示。

圖3 波形干擾

為了減小傳輸過程電磁輻射信號的干擾，采用雙極性采樣技術可以有效降低干擾信號對心電信號的影響[13，14]。其工作原理如圖4 所示。

圖4 雙極性采樣

步驟1：通過極性變換芯片ADG412 將原始信號實現相位翻轉，將翻轉后的信號稱為反信號。

步驟2：在信號采集過程中，原始信號與反信號會同時受到相同電壓的噪聲干擾。

步驟3：通過運放的差分放大器LT1028 將受干擾后的反信號實現相位翻轉。

步驟4：STM32 通過兩路ADC 將原始信號及反信號進行數據采集，在STM32 內部將兩個信號的數據進行疊加，由于原始信號與反信號的相位差180°，疊加后可以去除噪聲的影響。

3 軟件設計

心率采集系統的軟件流程如圖5 所示。

圖5 系統流程

用戶可以通過觸摸按鍵設置心率采集系統的工作方式，包括設置運動模式、設置心率信號報警閾值等信息等等；STM32 采集心電信號，計算心率大小；將得到數據顯示在LCD 液晶屏上，同時通過WiFi 模塊將數據上傳到云端服務器；同時STM32 會對比用戶設置的報警閾值，一旦到達報警條件，STM32 啟動報警功能。其中心率信號采集模塊為軟件設計的核心內容，其流程圖如圖6 所示。

圖6 心率信號采集模塊流程

心率信號采集模塊采用512 個數據組成一個數據窗口，輪流對兩通道的信號進行AD 采樣。由于反信號通過由ADG412 芯片組成的極性變換電路及由LT1028 組成的差分放大電路進行信號處理，會引入一定的相位延遲，所以在做疊加運算時不能直接相加，否則會導致結果不正確[15]。為了避免相位誤差導致的結果不準確，采用過零檢測技術來進行相位修正。分別對原始信號及反信號進行零點檢測，記錄兩個信號過零點的時間差，在進行數據疊加時進行零點對齊，這樣可以減小相位誤差引起的結果偏差。

4 實驗結果及分析

心率信號采集系統的測試環境，包括測試板、測試電腦及心率信號模擬發生器（型號SKX-2000），其中測試電腦用于結果的顯示，心率信號模擬發生器用來產生穩定心電信號，便于實驗的可重復性。

4.1 電源高斯噪聲測試

4.1.1 測試步驟

（1）將心率信號模擬發生器設置在1mV@60Hz；

（2）利用開關電源進行供電，并記錄測試結果；

（3）利用電池進行供電，并記錄測試結果。

4.1.2 開關電源和電池測試結果及分析

心率測試系統在電源供電的情況下測試結果如圖7 所示，心電信號的電壓紋波為1.4 mV；心率測試系統在電池供電的情況下測試結果如圖8 所示，心電信號的電壓紋波為0.1 mV；可以得到在電池供電的情況下電壓紋波明顯小于普通電源的測試結果。

圖7 電源供電測試波形

圖8 電池供電測試波形

電壓紋波會對病情判斷造成影響，在實際應用中需要降低噪聲干擾。在圖7 的測試結果中，由于電壓紋波小，心電信號R 值（最大值）在不同周期內電壓大小比較平穩；而在圖8 中的心電信號R 值在不同周期電壓大小存在波動，這種波動現象是由電源噪聲造成的，所以在實際應用中如果不降低電源噪聲就會有誤判（如心顫測試）。

4.2 心率測試的精度測試

4.2.1 測試步驟及結果

（1）將心率信號模擬發生器設置在1 mV@50 Hz，并記錄測試結果，如圖9 所示。

圖9 50Hz 測試結果

（2）將心率信號模擬發生器設置在1mV@75Hz，并記錄測試結果，如圖10 所示。

圖10 75Hz 測試結果

（3）將心率信號模擬發生器設置在1mV@100Hz，并記錄測試結果，如圖11 所示。

圖11 100Hz 測試結果

4.2.2 測試結果分析

由心率的測試結果可以得到最大相對誤差在75 Hz時為0.5%，精度較高，滿足實際的應用。具體見表1。

表1 心率測試結果分析

5 結語

心率信號采集系統在硬件設計方面通過采用雙極性采樣技術，有效降低共模噪聲對心電信號的影響，同時采用低噪聲前置放大技術，特別是采用獨立低噪聲電源供電技術，降低DC-DC 模塊電源噪聲對心率信號的影響；在軟件設計方面采用過零點檢測技術進行相位校準，降低由相位誤差導致結果偏差。