CN104622460A - 一种ecg信号采集装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开了本发明涉及一种ECG信号采集装置，该装置包括第一电位信号输入端、第二电位信号输入端、差分放大电路、负反馈放大电路和带通滤波和二级放大电路；差分放大电路包括将第一电位信号作为其同相输入的第一运算放大器和将第二电位信号作为其同相输入的第二运算放大器；负反馈放大电路包括第三运算放大器。根据本发明的ECG信号采集装置可有效抑制心电信号采集过程中噪声干扰和共模信号干扰的，提供采集心电信号的准确度和稳定度，利用本发明所述装置可在单电源供电时，采集到完整的心电信号。

Description

一种ECG信号采集装置

技术领域

本发明涉及一种信号采集装置，特别是一种用于采集ECG信号的装置。

背景技术

心电是人体重要生物电信息之一。心电信号属于一种周期性的电生理信号，经人体组织传到体表，并在体表产生电位差。心电图(ECG，Electrocardiograph)信号是由心脏肌肉收缩所产生的电生物信号，是一种微弱的模拟信号，电压幅值在1mV到4mV之间。心电信号采集实际是一个连续获取电位差的过程，即计算贴合在生物体心脏附近两个电极之间的微弱电位差，最后将这种随时间连续变化的电位差描绘到图纸上就形成了心电图。测量电极一旦离开生物体表面基本就测不到了，且心电信号内往往耦合有大量的噪声及干扰信号，比如最直接的由设备自身产生的直流噪声，来自于生物体表面的肌电干扰，呼吸干扰，来自于环境的50Hz/60Hz工频干扰，以及由于测电极或导联线阻抗发生变化而引起的基线漂移等等。这都增加了心电信号提取的困难程度。因此衡量一个心电监测设备的性能，最主要的指标之一就是设备提取心电信号的能力及输出心电信号的图形质量。

传统的心电图采集装置通常采用集成电路形成，但存在信号灵敏度不高或信号精度不可调的问题。对于采用电阻及电容等分立元件形成的心电图采集装置，又存在采集装置体积过大、功耗高和灵活性差等缺点。由于心电信号本身很微弱，外界干扰很直接影响采集信号的真实性，特别是采集装置内部的噪声会严重影响采集效果。

传统心电信号采集过程中存在以下一些问题：

1、心电信号具有近场监测特点，若电极贴与生物体表产生微小距离或受到体表汗液影响时，便基本检测不到心电信号了；

2、心电信号属微弱信号，幅度通常在1mV到4mV之间，现有采集设备很难对这个范围的信号进行采集；

3、心电信号属低频信号，能量集中在150Hz以下，常用心电信号采集装置难以满足心电监测设备设计带宽在0.05Hz到150Hz之间的要求；

4、心电信号易受外界环境噪声的干扰，特别是50Hz的工频干扰。

因此，需要一种抗干扰能力强，具有通用性且成本低的心电图采集装置。

发明内容

本发明要解决的技术问题是提供一种ECG信号采集装置，以解决信号采集过程中存在噪声干扰和共模信号干扰的问题，同时解决单电源时无法采集到完整信号的问题。

为解决上述技术问题，本发明采用下述技术方案：

一种ECG信号采集装置，该装置包括

用于输入第一电位信号的第一输入端；

用于输入第二电位信号的第二输入端；

差分放大电路，包括将第一电位信号作为其同相输入的第一运算放大器和将第二电位信号作为其同相输入的第二运算放大器，该差分放大电路输出经放大的第一电位信号和第二电位信号的电位差；

负反馈放大电路，包括第三运算放大器，来自所述差分放大电路的平衡中点信号耦合至其反相输入端，第三运算放大器的输出耦合至信号采集装置的反馈输出端；

带通滤波和二级放大电路，用于对通过频带内信号进行放大，经放大的信号通过该信号采集装置的输出端输出。

优选的该信号采集装置进一步包括：

耦合在第一输入端和差分放大电路之间的第一低通滤波电路；

耦合在第二输入端和差分放大电路之间的第二低通滤波电路；和

耦合在反馈输出端和负反馈放大电路之间的第三低通滤波电路；

每一滤波电路依次包括气体放电管或瞬态电压抑制管、RC低通滤波单元和限压电路。

优选的所述差分放大电路进一步包括：

耦合在第一运算放大器的反相输入和地电位之间的第一电阻器；

耦合在第一运算放大器的反相输入和输出之间的第二电阻器；

耦合在第一运算放大器的输出和第二运算放大器之间的第三电阻器；

耦合在第二运算放大器的反相输入和输出之间的第四电阻器，

所述差分放大电路的平衡中点信号从第二电阻器和第三电阻器之间输出。

优选的所述第一运算放大器和第二运算放大器的频率响应相同，且，

所述第一电阻器和第四电阻器的阻值相同，并且

所述第二电阻器和第三电阻器的阻值相同。

优选的所述带通滤波和二级放大电路包括串联连接的RC高通滤波器和包括第四运算放大器的低通滤波器，所述RC高通滤波器的输出与所述第四运算放大器的同相输入连接。

优选的该采集装置进一步包括耦合在所述带通和二级放大电路的输出和该信号采集装置的输出端之间的直流偏置及反相放大电路。

优选的所述直流偏置及反相放大电路包括单电源供电的第五运算放大器，第五运算放大器的反相输入端接收来自带通和二级放大电路的输出，其同相输入端通过退耦电容器接地。

优选的所述差分放大器进一步包括耦合在其输出的RC低通滤波器。

优选的所述直流偏置及反相放大电路进一步包括耦合在其输出的RC低通滤波器。

优选的，所述第一至第四运算放大器为双电源供电运算放大器。

本发明的有益效果如下：

本发明所述技术方案输出的是一个模拟量，通过在该采集装置的后端使用A/D转换器或集成有A/D转换器的微处理器，可对采集装置输出的心电信号进行进一步数字化处理，最终在显示器或LCD屏幕等显示设备或打印设备中得到常规的心电图。根据本发明的ECG信号采集装置是一种基于电子线路的硬件装置，它可精确采集生物体内的微弱的心电信号，通过调理放大，输出稳定的心电信号，因而可适用于任何商用ECG心电监测设备或产品，可直接集成在医用或家用心电监护仪，心电图机，便携式心电监测盒，Holter(动态心电图)等设备或产品的内部，作为一个独立的心电采集模块使用。

附图说明

下面结合附图对本发明的具体实施方式作进一步详细的说明；

图1示为根据本发明实施例的ECG信号采集装置的框图；

图2示为根据本发明实施例的ECG信号采集装置的电路图；

图3示为图2中低通滤波电路的电路图；

图4示为图2中差分放大电路的电路图；

图5示为图2中负反馈放大电路的电路图；

图6示为图2中带通滤波电路和二级放大电路的电路图；

图7示为图2中直流偏置及反向放大电路的电路图。

具体实施方式

下面将参照附图并结合优选实施例对本发明的特征和优点进行详细说明。

图1示出一种用于采集ECG信号的装置的功能框图。从图1可以看到，来自于生物体301的两个生物电信号通过输入端A1和A2被送入ECG信号采集装置302内。这两个信号可分别称作RA(Right-Arm右臂或简称R)和LL(Left-Leg左腿或简称F)。同时，采集装置302有一个输出信号通过输出端A3被反馈回生物体表301，该信号称作RL(Right-Leg右腿或简称FA)。这种连接在医学上被称作2联导，其中RA、LL和RL的命名与医学术语相关，这里不做详述，本文中只考虑这3个信号来自生物体表3个不同的物理位置,且处于心脏附近。本发明所谓的采集心电信号是通过硬件装置去测量信号RA与LL之间的电位差。本文中为了便于描述我们将输入输出信号抽象成了一组带方向的箭头。实际操作中，采集装置302与生物体301通过导联线与电极片连接在一起的。导联线一端接于装置302的物理端口，另一端接于电极片，而电极片贴合在生物体皮肤表面，导联线的线头扣在电极片上。这样，来自于生物体的电信号，和耦合在其中的内部或外部噪声，通过电极及导联线被一同送入了采集装置302内，经滤波、运算、反馈及放大等一系列调理电路后，最终输出稳定的模拟心电信号，从而供后端微处理器或模/数转换器303进行数字化采集及数字信号处理。

ECG信号采集装置302具有第一电位信号的第一输入端A1、第二电位信号的第二输入端A2、反馈信号输出端A3和采集装置信号输出端A4，并包括第一低通滤波电路101、差分放大电路102、带通滤波电路103和二级放大电路104、任选的反向放大电路105和任选的直流偏置电路106，以及负反馈放大电路202和第二低通滤波电路201。

本发明只涉及心电采集装置302的实现方式，而对于后端选择使用何种微处理器或模/数转换器将不在本文的讨论范围内。下面将结合图2-7对采集装置302的具体实现装置902进行详细的电路分析，从而阐述整个装置的工作原理。

图2示出根据本发明的ECG信号采集装置902的具体电路图。装置902包括具有两个低通滤波电路的低通滤波单元2001、差分放大电路2002、带通二级放大电路2003、任选的直流偏置和反向放大电路2004、低通滤波电路2005和负反馈放大电路2006。

图3示出了图2中低通滤波电路的电路图。如图3所示，本发明采用低通滤波器电路包括一个气体放电管T101、由两个电容器C101，C102和两个电阻器R101，R102构成的二阶低通RC滤波电路以及由两个二极管D101，D102构成的限压电路。由于来自于生物体的电信号会夹杂着各种频率的内部或外部噪声，它们通过导联线被一同送入了采集装置的输入端口，因此信号在进入装置后首先需要通过低通滤波电路对电信号进行低通滤波，以滤除大于例如5KHz的噪声。同时，为避免心电图测试系统由于静电放电或其它过压过流事件的发生而受损，还需在采集装置的前端增加必要的保护电路，特别是ECG采集设备，需要具备抵抗短时高压的能力，因为紧急情况时，医生可能会对患者进行电除颤，这时短时高压电会通过导联线直接引入到ECG采集设备内，因此在装置的最前端需并入气体放电管或TVS(瞬态电压抑制)管用以实现房颤保护及抑制瞬态过电压。滤波电路中也应选择较大阻值的电阻以限制输入电流，并使用钳位二极管对信号进行稳压及电位限制。本发明是应用2联导的心电采集电路，使用至少3条导联线，因此在装置与3条导联线的接口处均采用了相同的滤波及保护电路，如图2所示。如图3所示，滤波电路左侧直接与导联线相连，右侧接下一级差分放大电路，气体放电管T101用以房颤保护及瞬态过压保护，电阻器R101，电容器C101，电阻器R102，电容器C102构成二阶RC低通滤波电路，肖特基二极管D101和D102构成限压电路，而RC电路中的电阻可限制输入电流。本发明为使采集装置尽可能与无用噪声隔绝，尽管电位信号输出端只是起到输出信号的作用，但依然在输出信号之前进行与滤波处理。

具体地，气体放电管T101的一端连接在低通滤波电路的信号输入端A1，A2与RC滤波电路之间，另一端与地电位连接。两个RC滤波电路依次连接在低通滤波电路2005的信号输入端Ui和信号输出端Uo之间，电容器C101和C101的一端分别地电位连接。二极管D101的正极端与正极供电电源连接，二极管D101的负极端连接在电阻器R102和低通滤波电路2005的信号输出端Uo之间，二极管D102的负极端与负极供电电源连接，二极管D102的正极端与二极管D101的负极端连接。

与采集装置第一输入端A1和第二输入端A2以及反馈输出端A3连接的低通滤波电路都可采用图3所示的电路。

图4示为图2中差分放大电路的电路图。如图4所示，差分放大电路2002包括优选频率响应相同的两个运算放大器U201，U301，输入分别为U1和U2，输出Uo＝A(U2–U1)，其中A为差分放大器的放大倍数。运算放大器U201的同相输入与差分放大电路2002的第一信号输入端U1连接，其反相输入通过电阻器R204与地电位连接并通过电阻器R203与输出连接，运算放大器U201的正极输入端与正极供电电源+Vs连接，运算放大器U201的负极输入端与负极供电电源-Vs连接。运算放大器U301的同相输入端与差分放大电路2002的第二信号输入端U2连接，其输出端与差分放大电路2002的信号输出端Uo连接，运算放大器U301的反相输入通过电阻器R304与其输出连接并通过电阻器R304与运算放大器U201的输出端连接。运算放大器U301的正极输入端与正极供电电源+Vs连接，运算放大器U301的输入端与负极供电电源-Vs连接。运算放大器U201的输出与电阻器R203和电阻器R303连接点为平衡中点M。U301的输出端，即整个差分电路的输出端可增加一级RC低通滤波电路，由R401和C401构成。

心电信号采集是获取生物体表两个物理点之间的电位差，而不需要考虑某个单点的电位大小。由于两个点的参考电位在相减后被出现抵消的现象，因此需要利用差分放大电路来获取心电信号，本发明采用包括两个运算放大器的差分放大电路可以放大两个输入信号之差而抑制两个输入的共模信号，这里公共参考电位实质上就是一个共模信号。采用图4这种结构的差分放大器来采集心电信号可实现输入阻抗的高度平衡，若电阻器为精密电阻器，可获得较高的共模抑制比(CMRR，Common-Mode Interference Rejection)。即耦合在U1和U2上的共模噪声，包括例如50Hz-60Hz的工频噪声，在经过差分放大器后会被大幅衰减，这时，再利用例如如下面介绍的右腿驱动电路(DRL，Driven-Right-Leg)的负反馈电路反向输出去抑制或抵消耦合在生物体表的噪声幅度便可进一步提高差分放大电路的共模抑制比，从而实现对工频噪声最大限度的抑制。

图5示为图2中负反馈放大电路的电路图。通常生物体内耦合有很强的工频噪声，其幅值要比心电信号本身大3个数量级，因此为最大限度抑制共模噪声，除提高差分放大电路的共模抑制比外，还需要控制共模信号的幅度能在进入装置前就被抑制，因此，本发明所述采集装置引入例如右腿驱动电路(通常将该电路的输出端置于人体右腿，故称为右腿驱动)的负反馈放大电路，其利用的原理是从差分放大电路内提取尚未被抑制掉的微弱的共模噪声，将其反向放大后再反馈回生物体表，用以抑制或抵消原有共模噪声的幅度，从而进一步提高整个装置的共模抑制比。上述原理可以通过负反馈放大电路进行控制，即当输入的共模噪声幅值稍大时，会有一个较大幅值且与其频率相等、相位相差180度的反馈信号去抑制这个噪声幅值的增长，而当噪声幅值衰减时，反馈信号的幅值也会跟着衰减，最终使共模噪声的幅度始终维持在一个较低的水平。

如图5所示，本发明采用负反馈放大电路2006包括一个运算放大器U101。如图2所示，来自差分放大电路平衡中点M的信号被接至运算放大器U101的反相输入端，其同相输入端接至装置参考地，为达到提高和平衡输入阻抗的目的，在运算放大器U101的两个输入端均串有电阻器。这里也可通过在U101反向输入端与M点之间增加电压跟随器来提高运算放大器U101的输入阻抗。为确保负反馈电路的闭环稳定性，还优选在电容C104前串联电阻R104。具体地,运算放大器U101的反相输入通过电阻器R106与负反馈放大电路2006的信号输入端点M连接，运算放大器U101的输出端通过电阻器R103与负反馈放大电路2006的信号输出端即信号采集装置的反馈输出端A3连接，运算放大器U101的正相输入通过电阻器R107与地电位连接。运算放大器U101的正极输入端与正极供电电源连接，其负极输入端与负极供电电源连接。电容器C104和电阻器R104依次连接在运算放大器U101的输出端和反相输入之间。

图6示为图2中带通滤波电路和二级放大电路的电路图。带通滤波与二级放大电路由带通滤波器与二级放大器构成，两者可分开独立使用也可混合使用，即可在带通滤波器后使用信号放大器，也可在高通滤波器后使用带有低通滤波功能的信号放大器。带通滤波器由有源或无源滤波器构成。本发明ECG信号采集装置的的带通滤波电路和二级放大电路处于差分放大电路后，其作用是产生0.05Hz至150Hz的通频带，并对通频带内的信号进行二次放大。带通滤波器由一个RC高通滤波器和一个有源低通滤波器构成，其中，高通滤波器由电容器C402与电阻器R402构成，低通滤波器由运算放大器U401与电容器C403和电阻器R403构成。电阻器R403与R404的比值决定了通频带信号的放大倍数。高通滤波器的作用就是抑制心电信号的基线漂移，同时隔断信号内的直流分量，及设置通频带的下限截止频率。正常情况下，心电信号会被叠加在一个固定的偏置电压上输出，这个偏置电压称为基线，而心电信号会沿着这条基线定向移动，当这条基线不再处于稳定状态并以一定频率上下波动时，就会导致整个心电信号沿基线上下波动，即产生了所谓的基线漂移。这种基线漂移严重时，几乎无法对心电信号进行幅值测量及形态分型，甚至完全无法识别出心电信号。漂移中的基线所呈现出的频率很低，能量集中在0.05Hz以下，这主要缘于信号输入阻抗的缓慢变化，而这种变化会改变输入信号的形态及幅度。比如生物体在运动和呼吸时产生的肌电干扰，电极与生物体表的粘合处出现的汗液，以及导联线不经意的晃动等等都会引起输入阻抗的变化，从而影响基线的稳定性。因此抑制基线漂移是获取清晰心电波形的前提。本发明所述技术方案中低通滤波与第二级放大是同步进行的，即通过有源滤波器设置上限截止频率并大幅提升通频带内信号的电压摆幅。

如图6所示，本发明采用带通滤波电路混合二级放大电路的结构，其中带通滤波电路由RC高通滤波器和有源低通滤波器构成，而有源低通滤波器同时具备放大功能，可实现对心电信号的二次放大。带通滤波器下限截止频率由电阻C402和电容R402构成的高通滤波器设定，上限截止频率由运放U401、电容C403和电阻R403构成的有源低通滤波器设定，而电阻R403和电阻R404的比值可确定放大倍数。

上述各电路单元中运算放大器均采用双电源供电，即运算放大器的正电压管脚接正向直流电压+Vs，而负电压管脚接负向直流电压-Vs，且+Vs与-Vs大小相等，极性相反。若装置内运算放大器采用单电源供电，即运算放大器的正电压管脚接直流正电压+Vs，负电压管脚接0V电位，那么运算放大器U101的反相输入端接入的电位大小应是直流正电压的一半，即+Vs/2；以上所述直流电压均是以装置内0V电位为参考的。

图7示为图2中直流偏置及反向放大电路的电路图。该电路可依据实际情况选择使用或去除。本发明优选的引入直流偏置电路，目的是提升基线电压。因为经二级放大电路后的心电信号，其基线处于0V电位，信号内会有负幅值电压产生，这时单电源供电的A/D转换器就无法采集到完整信号了，因此要对信号进行偏置，将它的基线提升至某个正向电压，以确保整个信号始终保持在电压的正半轴。本发明引入反向放大电路的目的在于，对心电信号的输出波形进行翻转，以符合标准导联的要求。由于本发明所述的采集装置输出的心电信号是通过获得第一输入端A1和第二输入端A2心电信号RA端减去LL端的差值得到的，而标准2导联则是要求对LL减去RA的差值进行分析，因此需要将现有波形沿基线做镜面翻转。本装置采用单运算放大器电路实现信号偏置及反向放大，如图7所示，运算放大器采用单电源供电结构，输入信号被正向偏置后以单位增益反向输出，使整个心电信号挪到了电压的正半轴并实现了以偏置电压为中心的镜面翻转。在运算放大器U501的同相输入端还增加了退耦电容C504，而增加二极管D501的目的是用于吸收运算放大器输出端可能出现的负向电压以保护后端电路。

具体地，如图7所示，直流偏置及反向放大电路包括一个运算放大器U501。运算放大器U501的反相输入通过电阻器R501与直流偏置及反向放大电路2004的信号输入端连接，运算放大器U501的输出端与直流偏置及反向放大电路2004的信号输出端连接。运算放大器U501的同相输入通过电容器C504与地电位连接。运算放大器U501的正极输入端与正极供电电源连接，其负极输入端与0V电位连接。电阻器R502连接在运算放大器U501的反相输入和其输出端之间。电阻器R503的一端与正极供电电源连接，另一端连接在运算放大器U501的正相输入和电容器C504之间；电阻器R504的一端与地电位连接，另一端连接在运算放大器U501的正向输入和电容器C504之间。优选地，二极管D501的正极端连接在运算放大器U501的输出端和直流偏执及反向放大电路2004的信号输出端之间，其负极端与地电位连接。

由于装置后端接入的模数转换器或微处理器多采用单电源供电，因此可增加直流偏置电路以实现对心电信号的整体平移，使其完全落在电压的正半轴，从而解决单电源供电系统无法采集负幅值心电信号的问题。而反向放大电路则是对输出心电信号的波形以基线为对称轴进行的反向处理，以实现通过硬件手段的波形翻转。本发明中图7所示电路同时包含了直流偏置与反向放大电路。

优选地，在图4与图7所示电路中，在运算放大器的输出端分别耦合一个RC低通滤波器，其主要作用是滤除可能耦合在心电信号内的高频噪声，这里所指的高频是相对心电信号频率而言的，并平滑输出波形。通过增加RC滤波电路，以避免由于装置本身或周围环境及不可预见的其它噪声源带来的高频干扰。

显然，本发明的上述实施例仅仅是为清楚地说明本发明所作的举例，而并非是对本发明的实施方式的限定，对于所属领域的普通技术人员来说，在上述说明的基础上还可以做出其它不同形式的变化或变动，这里无法对所有的实施方式予以穷举，凡是属于本发明的技术方案所引伸出的显而易见的变化或变动仍处于本发明的保护范围之列。

Claims (10)

1.一种ECG信号采集装置，其特征在于：该装置包括

用于输入第一电位信号的第一输入端；

用于输入第二电位信号的第二输入端；

差分放大电路，包括将第一电位信号作为其同相输入的第一运算放大器和将第二电位信号作为其同相输入的第二运算放大器，该差分放大电路输出经放大的第一电位信号和第二电位信号的电位差；

负反馈放大电路，包括第三运算放大器，来自所述差分放大电路的平衡中点信号耦合至其反相输入端，第三运算放大器的输出耦合至信号采集装置的反馈输出端；

带通滤波和二级放大电路，用于对通过频带内信号进行放大，经放大的信号通过该信号采集装置的输出端输出。

2.如权利要求1所述的ECG信号采集装置，其特征在于，该信号采集装置进一步包括：

耦合在第一输入端和差分放大电路之间的第一低通滤波电路；

耦合在第二输入端和差分放大电路之间的第二低通滤波电路；和

耦合在反馈输出端和负反馈放大电路之间的第三低通滤波电路；

每一滤波电路依次包括气体放电管或瞬态电压抑制管、RC低通滤波单元和限压电路。

3.如权利要求1所述的ECG信号采集装置，其特征在于，所述差分放大电路进一步包括：

耦合在第一运算放大器的反相输入和地电位之间的第一电阻器；

耦合在第一运算放大器的反相输入和输出之间的第二电阻器；

耦合在第一运算放大器的输出和第二运算放大器之间的第三电阻器；

耦合在第二运算放大器的反相输入和输出之间的第四电阻器，

所述差分放大电路的平衡中点信号从第二电阻器和第三电阻器之间输出。

4.如权利要求1所述的ECG信号采集装置，其特征在于，

所述第一运算放大器和第二运算放大器的频率响应相同，且，

所述第一电阻器和第四电阻器的阻值相同，并且

所述第二电阻器和第三电阻器的阻值相同。

5.如权利要求1所述的ECG信号采集装置，其特征在于，

所述带通滤波和二级放大电路包括串联连接的RC高通滤波器和包括第四运算放大器的低通滤波器，所述RC高通滤波器的输出与所述第四运算放大器的同相输入连接。

6.如权利要求1所述的ECG信号采集装置，其特征在于，

该采集装置进一步包括耦合在所述带通和二级放大电路的输出和该信号采集装置的输出端之间的直流偏置及反相放大电路。

7.如权利要求6所述的ECG信号采集装置，其特征在于，所述直流偏置及反相放大电路包括单电源供电的第五运算放大器，第五运算放大器的反相输入端接收来自带通和二级放大电路的输出，其同相输入端通过退耦电容器接地。

8.如权利要求1所述的ECG信号采集装置，其特征在于，所述差分放大器进一步包括耦合在其输出的RC低通滤波器。

9.如权利要求7所述的ECG信号采集装置，其特征在于，所述直流偏置及反相放大电路进一步包括耦合在其输出的RC低通滤波器。

10.如权利要求5所述的ECG信号采集装置，其特征在于，所述第一至第四运算放大器为双电源供电运算放大器。