心率信号的采集与处理
4 心率信号的滤波处理
由图5 可知，放大整形电路的输出信号中仅存在50Hz 的工频干扰。下面主要介绍去除50Hz 工频干扰的滤波器的设计。50Hz 模拟陷波器实质上就是带阻滤波电路，是一种特殊的有源RC 滤波器，能有效抑制从前端输入的差模干扰。但使用不当会导致有用的心率信号发生畸变。上文提到的50Hz 工频干扰实际上并不仅仅是指频率为50Hz 的干扰信号，频率为50Hz 整数倍的谐波干扰也不能忽视，其幅值比50Hz 的干扰信号稍小。另外，50Hz 工频干扰漂移的存在，使得包含在这个范围内的频率都应被视为工频干扰。对于谐波的干扰可以通过低通滤波器去除，但要去除49.5～50.5Hz 的干扰则需要设计出性能优越的陷波器。图6是一种名为压控电压源（VCVS）陷波器的电路结构。
图6 VCVS 陷波器电路
图6 所示电路实际上是一种典型的二阶有源带阻滤波器，其传递函数为
取R = 20kΩ，C = 1μF，使得VCVS 陷波器的中心频率刚好为50Hz。
在Multisim 中对图6 电路进行仿真。输入50Hz 的正弦信号，通过VCVS 陷波器后，在示波器上可观察到输入的正弦波已衰减为一条直线，如图7（a）所示；在波特图仪上可观察到电路频率在50Hz 处的带阻特性，如图7（b）所示。
（a）示波器 （b）波特图仪
图7 VCVS 陷波器电路的仿真结果
红外光电传感器采集到的原始心率信号经信号调理电路的放大、整形和滤波处理后，得到的信号波形如图8 所示。
图8 信号调理电路的输出波形
由图8 可知，心率信号经放大、整形和滤波处理后得到的脉冲信号波形稳定，基本上去除了各种干扰，是心脏跳动的真实反映。这样就可将此脉冲信号直接输入到中央处理单元中进行处理。
5 系统功能检测
为了验证系统的准确性，对其功能和指标进行测试。运动前和运动后的三组数据如表二所示。
表 2 测试数据
由表2 可以得到以下两条信息：（1）运动前后心率值的变化：运动前后心率值的变化是因为运动会消耗一部分能量，使得心脏加快向外输送血液的速度，导致心率值的增加。另外，在运动前，被测者的心率值也会随着其生理反应的变化而发生小幅度的改变。运动后，被测者心率值的3 组数据反映了从剧烈运动到恢复平静的变化过程。（2）人工测量值与数码管显示值之间的偏差：人工测量值与数码管显示值也存在一些偏差。人工测量是指用手指按在手腕处测得的结果，数码管显示值是指经心率检测仪测得的结果。导致两组数据存在偏差的主要原因有传感器的灵敏度不高以及模拟滤波器不能完全滤除自然界中存在的50Hz 工频干扰。
6 结 论
本次设计将微电子技术与生物医学工程技术紧密地结合在一起，达到了设计要求，具有较大的创新性和实际应用价值，并且有良好的市场推广价值。
本文作者创新点
采用ST180 这种单光束直射取样式光电传感器来采集心率信号，摆脱了原本的发光对管传感器和压力式传感器，在采集信号时不灵敏不稳定的缺陷。选择它正是看到此类传感器灵敏度高、输出信号稳定的优点。在滤除50HZ 工频干扰时，采用专门的VCVS 陷波器来滤除。整体电路电源电压为3.3V，为系统提供低电压控制。
参考文献
(1) 吴本玠．红外技术与生物医学[J]．中国医疗器械信息，2001,7,(3): 33-35．
(2) 程光. 指动脉搏动波光电传感器的研制[J].南京医学院学报,1991,4:329-330.
(3) K.-W. Chan, K. Hung, and Y.-T. Zhang, “Noninvasive and cuffless measurements of blood pressure for telemedicine,” in Proc. IEEE EMBC, vol. 4, Oct. 2001, pp. 3592–3593.
(4) S. A. Mascaro and H. H. Asada, “Photoplethysmograph fingernail sensors for measuring finger forces without haptic obstruction,” IEEE Trans. Robot. Autom, vol. 17, no. 5, pp. 698–708, Oct. 2001.
(5) 阳光,刘欣荣,李海臣.有源光电流互感器低压侧系统设计[J].微计算机信息,2005,2:156-158