心血管疾病是一种多发性慢性疾病，长期威胁着人们的身体健康。若能在病情初期及时发现并进行治疗，将会大大减少病人死亡率。^[1]心电图作为一种辅助诊疗手段，能够实现对心脏疾病的检测。^[2-3]传统的心电图为单极胸导联，即电极直接放置于胸壁上，检测时需要被测人平躺，记录被测人处于静态时的心电图，受诊疗环境的限制，病人无法得到实时监控。^[4]动态心电图(DCG)可以连续记录24小时心脏活动的全过程，包括休息、活动、进餐、工作、学习和睡眠等不同情况下的心电图资料，并能够发现临床心电图(ECG)难于发现的心肌缺血和心律失常，是临床分析病情、确立诊断、判断疗效的重要客观依据，但其价格昂贵、体积大、携带不便。^[5]针对传统心电图仪和动态心电图仪的缺点，设计了一种便携式心电监测装置。

1 心电图仪的工作原理

生物体能够适应外界的环境变化并作出反应，当感官接收到外部信号后，将外界信号转变成一种特殊的电信号即神经信号。生物体必须通过生物电完成正常的生理活动，表现为生物体活动时的神经、肌肉和感觉器官电位变化，因此在生物体的不同部位进行监测，监测数据反映生物体的各项机能。在生物科学领域，主要生物电有心电、肌电、脑电、眼电、胃电等。^[1-2]血液在人体血管中循环流动依靠心脏有节奏地搏动，以维持正常的生命活动。心脏搏动之前，会使心肌产生兴奋和电流，因此，心电能够反映心脏的活动情况。由于人体各组织离心脏的距离不同，因此电流流经各组织时会产生差异性的电位差。电位差可以通过敏感元件导引出人体，通过记录电位变化并以动态曲线的形式显示，即医学上的心电图，也叫体表心电图。正常的心电信号幅值范围为10 μV~5 mV，典型值为1 mV，频率范围为0.05~100 Hz。^[6-8]

1.1. 生物检测电极

生物体内电信号检测，需要检测电极与人体直接耦合，将体内的电信号有效地导出。^[4]测量时，将3个检测电极放置于体表，检测电极与人体接触时，人体表面的汗水与电极接触，人体、汗水和生物电极就形成一个金属—电解质溶液界面。生物电极和电解质溶液的界面之间形成电位差，通过后置放大、滤波等处理，将生物电检测出来。考虑Ag/AgCl电极的过电位很小，因此使用Ag/AgCl电极，并利用专门的电解质溶液即电极膏使电位变化明显。^[9]生物电极在连接到检测电路后，根据电极的电极特性，电路中电位η会发生变化：

$\eta ={{E}_{i}}-{{E}_{0}}。$

(1)

其中：E₀为平衡时的电极电位，E_i为电路中电流密度为i时的电极电位。

1.2. 导联

导联体系包括双极肢体导联、单极肢体导联、加压单极肢体导联和单极胸导联。双极导联所记录的电位变化是体表上被测两点电位变化的代数和。^[4]导联Ⅰ属于双极导联，左臂电极为心电监测仪的正极(+)，右臂电极为负极(－)。当V_LA高于V_RA时，心电监测仪记录的波形向上；当V_RA高于V_LA时，心电监测仪记录的波形向下，导联Ⅰ的电位差U_I：

$P{{U}_{I}}={{V}_{LA}}-{{V}_{RA}}。$

(2)

其中：V_LA和V_RA分别为左臂与右臂的电位，U_I为左臂与右臂的电位差。放置于右腿的电极称为无关电极，有助于心电图稳定。

2 心电图仪总体设计

人体体表的心电信号通过敏感元件导出后，经过放大、滤波以及显示的波形就是心电图，如图 1所示。

根据心电信号的特点，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。生物检测电极将心电信号从人体中导出，经过两级放大电路中进行放大，两级放大电路中间有低通滤波电路和高通滤波电路。在第二级与A/D转换电路之间，设置贝塞尔滤波电路，在保证心电信号的线性特性的同时，尽可能高频滤除噪声。A/D转换电路将采集的模拟信号转换成数字量信号，并传递到MSP430中，进行分析及处理，在LCD液晶上显示。

2.1. 输入回路噪声抑制

检测时存在皮肤与电极接触的极化电压、其他生理信号混入、电子器件噪声、无线电波和工频干扰等，工频信号表现为共模噪声。^[2]皮肤与电极直接接触后，通过屏蔽线与电压跟随器相连，将信号接入后级放大。由于信号线对屏蔽线的输入电容不完全对称，造成共模电压的不等量衰减，降低放大器共模抑制比，使系统抑制干扰的能力下降。工频干扰频谱与正常心电信号混杂，不宜采用陷波器滤除，因此，在输入电路中采用屏蔽驱动和右腿驱动电路。

2.2. 第一级放大电路

心电信号通过电压跟随器后到第一级放大电路进行放大，如图 2所示。

采用左手、右手、右腿的导联方式，左右手分别为差分放大电路的反向输入和同向输入端，抑制电路中的工频噪声。右腿心电信号输入为OPA2335的输出端，此电路为右腿屏蔽电路。U3为积分电路，是因为心电信号波动较大，在波动的时候为INA331提供参考电压。VR为积分电路的输入端，为心电测试仪自身提供心电基准电压。INA331的输出端进入低通滤波器中，由于电阻电容的值比较小，低通滤波器中相当于反向放大器。

2.3. 第二级放大电路

第二级放大电路用于增益调节，使输出信号在ADC可采集范围内，由一级固定增益放大器和两级可调增益放大器级联，采用单电源供电的运算放大器Op07，如图 3所示。

2.4. 滤波电路

心电信号的频率主要集中在0.05~100 Hz，因此采用高通滤波器和贝塞尔滤波器滤除噪声。人的心脏搏动时最低为30次/min，频率为0.5 Hz。降低心电信号在相位移动时的线性失真，其截止频率应为1/10的低频截止频率即0.05 Hz，选用无源的RC 网络来实现。在第一级放大电路之后采用了低通滤波电路和高通滤波电路进行隔直，滤掉心电信号中的直流极化信号。考虑到心电信号的特点，采用贝塞尔滤波电路，电路如图 4所示。

3 心电图仪软件设计

首先需要将FatFs文件系统植入到MSP430中，进行初始化，然后启动ADC转换电路将前端采集的模拟心电信号转换成数字量。转换后的数字化心电信号传递到MSP430F149中进行信号分析，并通过LCD12864显示出来。在显示的同时，MSP430读取SD卡的主引导记录调用FatFs文件系统对心电信号进行存储，心电图仪软件流程如图 5所示。

4 结论

设计的心电监测装置实现了基本的人体心电信号监测功能，与传统的心电监测仪器相比，该装置操作简单、成本低、功耗低、携带方便，通过后期的完善形成仪器，可以将监测仪器通过蓝牙或局域网与手机和上位机进行连接，使得使用更加方便，适合对心脏病人进行简易监测。