心电基线漂移滤波装置、心电信号采样系统及采样方法与流程

1.本技术涉及信号滤波技术领域，尤其是涉及一种心电基线漂移滤波装置、心电信号采样系统及采样方法。


背景技术：

2.目前，人体心电检测常用于医疗设备中，采集的人体心电信号可能存在基线漂移的情况。现有动态心电设备的基线漂移滤波采用硬件滤波时，一般是固定的滤波频率，这样会有一个缺点，若该频率设置过低，则肌电滤波的调节时间很长，即从心电信号中滤除肌电信号的调节时间较长。若该频率设置较高，则动态心电设备无法具有心电图中st段测量功能，因为st段的频率最低可达0.05hz。因此，基于动态心电设备的硬件进行基线漂移滤波时，单一滤波频率无法较好满足实际需求。


技术实现要素：

3.有鉴于此，本技术提供一种心电基线漂移滤波装置、心电信号采样系统及采样方法，用以解决现有动态心电的基线漂移硬件滤波频率不可调的技术问题。
4.为了解决上述问题，第一方面，本技术提供一种心电基线漂移滤波装置，所述装置包括信号放大模块、控制模块、开关模块以及模拟积分器；所述信号放大模块与控制模块电连接，所述控制模块、开关模块以及模拟积分器依次电连接，所述模拟积分器与所述信号放大模块电连接；
5.所述控制模块，用于获取滤波频率调节指令，并传输至所述开关模块；
6.所述开关模块，用于根据滤波频率调节指令切换开关，以改变所述模拟积分器的截止频率；
7.所述模拟积分器，用于根据所述截止频率，对经过所述信号放大模块放大的心电信号进行积分，并将积分结果反馈到所述信号放大模块，以使信号放大模块输出恒定直流电压的心电放大信号；
8.所述信号放大模块，用于获取人体的心电信号进行放大以输出至模拟积分器，同时输出恒定直流电压的心电放大信号至所述控制模块；
9.所述控制模块，还用于对所述心电放大信号进行低通滤波及ad采样，得到滤波后的心电数字信号。
10.可选的，所述开关模块包括供电电压转换单元和开关切换单元，所述供电电压转换单元和开关切换单元电连接，所述供电电压转换单元与控制模块电连接，所述开关切换单元与所述积分器电连接；
11.所述供电电压转换单元，用于将控制模块输出的单电源控制信号转化为双电源控制信号，并传输至开关切换单元；
12.所述开关切换单元，用于根据双电源控制信号，控制开关工作状态，以对模拟积分器的关键电阻进行切换，并改变所述模拟积分器的截止频率。
13.可选的，所述模拟积分器包括运算放大器u3a、电容c271、电阻r484和电阻r486；
14.所述运算放大器u3a的同相输入端接地，反相输入端分别连接电阻r484的一端和电阻r486的一端，所述电阻r484的另一端和电阻r486的另一端均与所述开关切换单元连接，所述运算放大器u3a的反相输入端与输出端之间串联所述电容c271；且电阻r484的所述另一端连接所述信号放大模块；
15.根据开关切换单元控制开关工作状态，当模拟积分器的电阻r484和电阻r486同时接入时，模拟积分器的截止频率为第一截止频率，大小为0.47～0.67hz；当模拟积分器仅有电阻r484接入时，模拟积分器的截止频率为第二截止频率，大小为0.04～0.05hz。
16.可选的，所述开关切换单元采用单刀单掷模拟开关；所述供电电压转换单元采用mos管电压转换电路；
17.所述mos管电压转换电路包括mos管q1、电阻r487、电阻r488、电阻r489、电阻r490、电容c274以及电容c275；
18.所述mos管q1的栅极连接所述电阻r487的一端，所述电阻r487的另一端作为mos管电压转换电路的输入端；所述电阻r488的一端接入mos管q1的栅极和电阻r487之间，另一端接地；所述mos管q1的源极连接电源正电压端，漏极通过电阻r489连接电源负电压端；所述电容c274的一端连接mos管q1的源极，另一端接地；所述电容c275的一端接入电阻r489和电源负电压端之间，另一端接地；所述电阻r490的一端连接mos管q1的漏极，另一端作为mos管电压转换电路的输出端。
19.可选的，所述装置还包括信号输入模块，所述信号输入模块用于获取人体的心电信号并传输至信号放大模块；所述信号输入模块采用缓冲电路。
20.可选的，所述信号放大模块包括一级放大单元和二级放大单元，所述一级放大单元的输出端与二级放大单元的输入端电连接，所述二级放大单元的输出端与控制模块的输入端电连接；所述一级放大单元的输入端和输出端分别与所述模拟积分器电连接；
21.所述一级放大单元，用于将心电信号按照预设的第一放大倍数进行放大，并通过获取所述模拟积分器反馈的积分结果，根据积分结果抵消输入的心电信号中直流基线漂移部分，以输出恒定直流电压的心电信号，并将恒定直流电压的心电信号传输至二级放大单元；
22.所述二级放大单元，用于将经过一级放大单元放大后的心电信号按照预设的第二放大倍数进行放大，以输出心电放大信号至控制模块。
23.可选的，所述一级放大单元采用差分放大方式，第一放大倍数为3倍或6倍；二级放大单元采用运算放大方式，第二放大倍数为100～200倍。
24.可选的，所述控制模块包括低通滤波单元和主控单元；所述低通滤波单元与所述主控单元的ad采样端电连接，所述低通滤波单元的输入端与所述信号放大模块的输出端电连接，所述主控模块的输出端与所述开关模块的输入端电连接；
25.所述低通滤波单元，用于将信号放大模块输出的心电放大信号进行低通滤波去噪，并将低通滤波去噪后的心电放大信号传输至主控单元；
26.所述主控单元，用于对低通滤波去噪后的心电放大信号进行ad采样，以得到滤波后的心电数字信号。
27.第二方面，本技术提供一种心电信号采样系统，包括感测模块、所述的心电基线漂
移滤波装置，和/或指令输入模块；所述感测模块与心电基线漂移滤波装置电连接，和/或所述指令输入模块与心电基线漂移滤波装置电连接；所述感测装置采用加速度传感器；
28.所述感测模块，用于检测人体移动信息并传输至心电基线漂移滤波装置；
29.所述指令输入模块，用于手动输入滤波频率调节指令；
30.所述心电基线滤波装置，用于当人体移动信息超过预设阈值时，触发内部的滤波频率调节指令，以切换对应的模拟积分器的截止频率，实现不同频率的基线滤波；
31.和/或所述心电基线滤波装置，用于获取所述指令输入模块传输的滤波频率调节指令，以切换对应的模拟积分器的截止频率实现不同频率的基线滤波。
32.第三方面，本技术提供一种心电信号采样方法，应用于所述的心电信号采样系统，所述方法包括：
33.获取人体移动信息，所述移动信息包括移动加速度和持续时间；
34.判断人体移动加速度是否超过预设加速度阈值，且持续时间是否超过预设时间阈值；
35.若是，则触发第一滤波频率调节指令，以使心电基线滤波装置切换至第一截止频率对心电信号基线噪声进行滤波采样，得到滤波后的心电数字信号；其中，第一截止频率大于第二截止频率；
36.若否，则触发第二滤波频率调节指令，以使心电基线滤波装置切换至第二截止频率对心电信号基线噪声进行滤波采样，得到滤波后的心电数字信号。
37.采用上述实施例的有益效果是：通过信号放大模块获取并放大人体心电信号；通过开关模块获取滤波频率调节指令，来改变模拟积分器的截止频率，使得后续基线滤波频率可调；模拟积分器根据截止频率对经过所述信号放大模块放大的心电信号进行积分，并将积分结果反馈到所述信号放大模块，以使信号放大模块输出恒定直流电压的心电放大信号，使得心电信号采集过程中即使皮肤接触电阻发生变化，信号放大模块都可以保持恒定的直流输出电压，减少基线漂移干扰；通过控制模块对所述心电放大信号进行滤波及采样处理，最终得到便于分析的心电数字信号。本技术能够实现基线漂移滤波频率可调，提高了基线漂移硬件滤波的可适用性和滤波效果。
附图说明
38.图1为本技术提供的心电基线漂移滤波装置一实施例的原理框图；
39.图2为本技术提供的缓冲电路一实施例的电路图；
40.图3为本技术提供的开关切换单元、模拟积分器和一级放大单元在一实施例中的电路连接图；
41.图4为本技术提供的二级放大单元一实施例的电路图；
42.图5为本技术提供的供电电压转换单元一实施例的电路图；
43.图6为本技术提供的心电信号采样方法一实施例的方法流程图。
具体实施方式
44.下面结合附图来具体描述本技术的优选实施例，其中，附图构成本技术一部分，并与本技术的实施例一起用于阐释本技术的原理，并非用于限定本技术的范围。
45.目前，动态心电设备通过电极采集的人体心电波形的电信号一般为1mv峰值，含有丰富的谐波。为了使这个信号可用于分析，需要大约200倍以上的放大倍数。人体心电波形并不是单一频率的，心电信号含有丰富的谐波。若心电图机对不同频率的信号有相同的增益，则描记出来的波形就不会失真，但是放大器对不同频率信号的放大能力并不一定完全一样。而现有的动态心电设备的硬件基线滤波一般是固定的滤波频率，进行基线漂移滤波时，单一滤波频率无法较好响应不同频率的信号。
46.参照图1，本技术实施例提供了一种心电基线漂移滤波装置，该装置包括信号放大模块101、控制模块102、开关模块103以及模拟积分器104；信号放大模块与控制模块电连接，控制模块、开关模块以及模拟积分器依次电连接，模拟积分器与信号放大模块电连接。
47.控制模块102，用于获取滤波频率调节指令，并传输至开关模块；开关模块103，用于根据滤波频率调节指令切换开关，以改变模拟积分器的截止频率；模拟积分器104，用于根据截止频率，对经过信号放大模块放大的心电信号进行积分，并将积分结果反馈到信号放大模块，以使信号放大模块输出恒定直流电压的心电放大信号；信号放大模块101，用于获取人体的心电信号进行放大以输出至模拟积分器，同时输出恒定直流电压的心电放大信号至所述控制模块；控制模块102，还用于对心电放大信号进行滤波及ad采样，得到滤波后的心电数字信号。
48.本实施例通过信号放大模块获取并放大人体心电信号；通过开关模块获取滤波频率调节指令，来改变模拟积分器的截止频率，使得后续基线滤波频率可调；模拟积分器根据截止频率对经过所述信号放大模块放大的心电信号进行积分，并将积分结果反馈到所述信号放大模块，以使信号放大模块输出恒定直流电压的心电放大信号，使得心电信号采集过程中即使皮肤接触电阻发生变化，信号放大模块都可以保持恒定的直流输出电压，减少基线漂移干扰；通过控制模块对所述心电放大信号进行滤波及采样处理，最终得到便于分析的心电数字信号。本技术能够实现基线漂移滤波频率可调，提高了基线漂移硬件滤波的可适用性和滤波效果。
49.在一实施例中，本技术的心电基线漂移滤波装置还包括信号输入模块，该信号输入模块用于获取人体的心电信号并传输至信号放大模块；信号输入模块采用缓冲电路。在一具体的应用实施例中，如图2所示的缓冲电路，缓冲电路的信号输入端仅展示两个电极，用于与人体皮肤接触检测心电信号，在一些具体的实施例中，也可以采用五根电极、十根电极或12根电极等。
50.需要说明的是，由于信号放大模块的放大系数较大，控制模块的滤波采样端的信号对电极与皮肤接触电阻的变化很敏感，会导致最终生成的心电图上存在基线漂移干扰，甚至影响控制模块的滤波采样端采样，因此，本实施例通过模拟积分器来解决基线漂移干扰问题，后续进一步说明模拟积分器。
51.在一实施例中，信号放大模块包括一级放大单元和二级放大单元，一级放大单元的输出端与二级放大单元的输入端电连接，二级放大单元的输出端与控制模块的输入端电连接；一级放大单元的输入端和输出端分别与模拟积分器电连接。
52.一级放大单元，用于将心电信号按照预设的第一放大倍数进行放大，并通过获取模拟积分器反馈的积分结果，根据积分结果抵消输入的心电信号中直流基线漂移部分，以输出恒定直流电压的心电信号，并将恒定直流电压的心电信号传输至二级放大单元；二级
放大单元，用于将经过一级放大单元放大后的心电信号按照预设的第二放大倍数进行放大，以输出心电放大信号至控制模块。
53.在一实施例中，一级放大单元采用差分放大方式，第一放大倍数为3倍或6倍；二级放大单元采用运算放大方式，第二放大倍数为100～200倍。在一具体的应用实施例中，如图3中，一级放大单元采用仪表放大器u2，型号可以为ina317；二级放大单元可以采用增益带宽积大于1mhz的低功率运放器，如图4所示。需要说明的是，在其他实施例中，一级放大单元、二级放大单元的具体型号可以根据实际情况确定，在此不做限定。
54.需要说明的是，一级放大单元的输入端和输出端分别与模拟积分器电连接，参照图3所示，模拟积分器的输出端与仪表放大器u2的第5端口电连接，因此，模拟积分器对一级放大单元放大后的心电信号进行直流分量积分，然后将积分结果反馈至一级放大单元，根据积分结果抵消输入的心电信号中直流基线漂移部分，从而解决基线漂移的问题。此外，如图3所示，本实施例中，一级放大单元通过第6端口与二级放大单元连接。
55.在一实施例中，控制模块包括低通滤波单元和主控单元；低通滤波单元与主控单元的ad采样端电连接，低通滤波单元的输入端与信号放大模块的输出端电连接，主控模块的输出端与开关模块的输入端电连接。
56.低通滤波单元，用于将信号放大模块输出的心电放大信号进行低通滤波去噪，并将低通滤波去噪后的心电放大信号传输至主控单元；主控单元，用于对低通滤波去噪后的心电放大信号进行采样，以得到滤波后的心电数字信号。
57.在本实施例中，主控单元可以采用mcu单片机，该mcu单片机自设有ad采样端；本实施例通过电极对人体心电信号进行采集，信号经过缓冲后进入一级差分放大，之后再进行二级放大，最后滤波送入mcu单片机的ad采样端。此外，在本实施例中，低通滤波单元采用运放结构的滤波电路；在其他实施例中，可以采用电容、电阻的方式实现滤波，具体可以根据实际情况确定。
58.在一实施例中，开关模块包括供电电压转换单元和开关切换单元，供电电压转换单元和开关切换单元电连接，供电电压转换单元与控制模块电连接，开关切换单元与模拟积分器电连接，如图3所示。
59.供电电压转换单元，用于将控制模块输出的单电源控制信号转化为双电源控制信号，并传输至开关切换单元；开关切换单元，用于根据双电源控制信号，控制开关工作状态，以对模拟积分器的关键电阻进行切换，并改变模拟积分器的截止频率。
60.在一实施例中，开关切换单元采用单刀单掷模拟开关，如图3中，单刀单掷模拟开关为模拟开关u5；供电电压转换单元采用mos管电压转换电路。
61.参照图5所示，mos管电压转换电路包括mos管q1、电阻r487、电阻r488、电阻r489、电阻r490、电容c274以及电容c275；mos管q1的栅极连接电阻r487的一端，电阻r487的另一端作为mos管电压转换电路的输入端；电阻r488的一端接入mos管q1的栅极和电阻r487之间，另一端接地；mos管q1的源极连接电源正电压端，漏极通过电阻r489连接电源负电压端；电容c274的一端连接mos管q1的源极，另一端接地；电容c275的一端接入电阻r489和电源负电压端之间，另一端接地；电阻r490的一端连接mos管q1的漏极，另一端作为mos管电压转换电路的输出端。
62.需要说明的是，由于mcu单片机输出控制电平的低电平为0v，高电平为3.3v，而模
拟开关u5的工作电压为+
‑
2.7v，不可以直接控制。本实施例的mos管电压转换电路简易实用，将单电源供电控制信号转化为双电源控制信号，使mcu单片机输出高电平时，mos管电压转换电路输出
‑
2.7v；mcu单片机输出低电平时，mos管电压转换电路输出+2.7v，从而控制模拟开关u5切换使能引脚，如图3和图5，mos管电压转换电路输出端baseline_con与开关切换单元的模拟开关u5的第7端口连接，实现开关切换控制。
63.在一实施例中，参照图3所示，模拟积分器包括运算放大器u3a、电容c271、电阻r484和电阻r486；运算放大器u3a的同相输入端接地，反相输入端分别连接电阻r484的一端和电阻r486的一端，电阻r484的另一端和电阻r486的另一端均与开关切换单元连接，运算放大器u3a的反相输入端与输出端之间串联电容c271；且电阻r484的另一端连接信号放大模块。根据开关切换单元控制开关工作状态，当模拟积分器的电阻r484和电阻r486同时接入时，模拟积分器的截止频率为第一截止频率，大小为0.47～0.67hz；当模拟积分器仅有电阻r484接入时，模拟积分器的截止频率为第二截止频率，大小为0.04～0.05hz。
64.需要说明的是，使用mcu单片机控制单刀单掷模拟开关u5，对模拟积分器的关键电阻r484、r486进行切换。在本实施例中，当电阻r486与r484同时接入电路时，模拟积分器的截止频率可以为0.67hz，当仅有电阻r484接入电路时，模拟积分器的截止频率为0.04～0.05hz，具体可以为0.04hz，也可以为0.05hz，从而实现硬件基线滤波频率可调。
65.在本实施例中，模拟积分器的截止频率由电阻r484、电阻r486和电容c271决定，计算公式如下：
[0066][0067]
其中，v
ref
表示模拟积分器的输出电压，v
o
‑
ac
表示心电信号的交流分量，τ表示时间常数，τ＝rc(r＝r484//r486)，f表示模拟积分器的截止频率。
[0068]
需要说明的是，在确定模拟积分器的截止频率时，可以通过rc电路反向确定电阻r484、电阻r486以及电容c271的大小，可以根据实际情况确定具体取值。
[0069]
区别于现有技术，本实施例通过信号放大模块获取并放大人体心电信号；通过开关模块获取滤波频率调节指令，来改变模拟积分器的截止频率，使得后续基线滤波频率可调；模拟积分器根据截止频率对经过所述信号放大模块放大的心电信号进行积分，并将积分结果反馈到所述信号放大模块，以使信号放大模块输出恒定直流电压的心电放大信号，使得心电信号采集过程中即使皮肤接触电阻发生变化，信号放大模块都可以保持恒定的直流输出电压，减少基线漂移干扰；通过控制模块对所述心电放大信号进行滤波及采样处理，最终得到便于分析的心电数字信号。本技术能够实现基线漂移滤波频率可调，提高了基线漂移硬件滤波的可适用性和滤波效果。
[0070]
本技术还提供一种心电信号采样系统，该系统包括感测模块、心电基线漂移滤波装置，和/或指令输入模块；其中感测模块与心电基线漂移滤波装置电连接，和/或指令输入模块与心电基线漂移滤波装置电连接；感测装置采用加速度传感器。
[0071]
感测模块，用于检测人体移动信息并传输至心电基线漂移滤波装置；指令输入模块，用于手动输入滤波频率调节指令；心电基线滤波装置，用于当人体移动信息超过预设阈值时，触发内部的滤波频率调节指令，以切换对应的模拟积分器的截止频率，实现不同频率的基线滤波；和/或心电基线滤波装置，用于获取指令输入模块传输的滤波频率调节指令，
以切换对应的模拟积分器的截止频率实现不同频率的基线滤波。
[0072]
在本实施例中，加速度传感器可以采用三轴加速度传感器；指令输入模块可以为鼠键设备或触控屏；预设阈值根据实际情况确定。
[0073]
需要说明的是，可以通过感测模块和心电基线滤波装置，来实现自动调节基线滤波频率；也可以通过手动在鼠键设备或触控屏上输入滤波频率调节指令，进而通过心电基线滤波装置来调节基线滤波频率。
[0074]
参照图6所示，本技术还提供一种心电信号采样方法，应用于本技术的心电信号采样系统，该方法包括：
[0075]
s1：获取人体移动信息，移动信息包括移动加速度和持续时间；
[0076]
s2：判断人体移动加速度是否超过预设加速度阈值，且持续时间是否超过预设时间阈值；
[0077]
s3：若是，则触发第一滤波频率调节指令，以使心电基线滤波装置切换至第一截止频率对心电信号基线噪声进行滤波采样，得到滤波后的心电数字信号；其中，第一截止频率大于第二截止频率；
[0078]
s4：若否，则触发第二滤波频率调节指令，以使心电基线滤波装置切换至第二截止频率对心电信号基线噪声进行滤波采样，得到滤波后的心电数字信号。
[0079]
在本实施例中，第一滤波频率调节指令是指切换为相对高频率滤波的控制指令；第一截止频率为0.67hz或0.47hz；第二滤波频率调节指令是指切换为相对低频率滤波的控制指令；第二截止频率为0.05hz或0.04hz。
[0080]
需要说明的是，本实施例采用的三轴加速度传感器中三个轴分别对应人体运动的三个方向，然后将三个方向的加速度进行数据处理，在本实施例中采用平方和的二次方根方法计算三个方向的加速度，得到最终的移动加速度，当人体的移动加速度超过加速度阈值，且持续时间超过预设时间阈值，则将触发第一滤波频率调节指令，以使心电基线滤波装置相对高频频率进行滤波采样，得到对应的滤波信号；当人体的移动加速度未超过加速度阈值，或持续时间未超过预设时间阈值，则触发第二滤波频率调节指令，以使心电基线滤波装置相对低频频率进行滤波采样，得到对应的滤波信号。在一实施例中，持续时间的时间阈值可以为2s、3s或4s，加速度阈值可以根据实际情况确定。
[0081]
此外，本技术的心电信号采样方法可以是通过嵌入式的方式写入心电基线滤波装置的主控单元，也可以是集成于独立的电子设备。
[0082]
本技术的心电信号采样方法可以根据人体移动情况，自动调节滤波频率，从而提高心电信号滤波采样的有效性，而且更加智能、便利。
[0083]
本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的计算机程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该计算机程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。
[0084]
以上所述，仅为本技术较佳的具体实施方式，但本技术的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本技术揭露的技术范围内，可轻易想到的变化或替换，都应涵盖在本技术的保护范围之内。