次进行放大处理， 即主放大，此时放大作业的增益可设为150~250,优选为200,从而将mV级别的心电信号放大 到V级，然后对V级的心电信号进行A/D转换处理，并将转换过的数字信号S 33A和S33D输入MCU 单元6进行运算处理进而得到人体的心电图信号。在上述测量过程中，采用2节五号2AH镍氢 电池供电，从而消除了来自交流市电共模电压的干扰，考虑到整个测试电路为单电源供电 方式，而信号处理模块4之类的微处理器的A/D转换器只能处理正极性信号，所以一般还需 要用电池电压产生1.5V的参考电压V ref来将正负极性的人体心电信号进行偏置处理。
[0023]本实施例的信号调理电路如图2所示，在测量人体心电过程中，信号的前置处理、 滤波、主放大、A/D转换等作业过程可在信号处理模块4中完成，也可以设置另一个信号调理 模块9来完成与人体心电测量相关的信号处理工作，信号调理模块9包括:前置放大器10A、 主放大器10B、滤波器11、A/D转换器12等，通常，信号调理模块9将处理后的人体心电信号通 过无线传输模块5发送到使用者的手机等具有显示单元的智能终端上，并且将所述心电信 号以心电图的形式显示在这些终端设备的显示单元上；或者，也可以利用手机等智能终端 的微处理器和/或相关软件来完成人体心电信号的处理工作。
[0024] 更具体地，所述前置放大器10A可使用Texas Instruments (TI)公司的仪表放大 器INA321，该型仪表放大器具有MS0P - 8的微型封装，消耗电流仅为40μΑ(关断后<1μΑ)，共 模抑制比为94dB，增益由两个外接电阻来控制;主放大器10Β和有源滤波器11以运算放大器 为核心，本实施例使用Maxim (美信)公司的MAX9911芯片来作为主放大器10B和有源滤波器 11，该芯片具有SC70的微型封装，200kHz增益带宽积(GBP, Gain Band width Product)，典 型工作电流为4μΑ(关断后InA)的优良性能，使用这样的抑制工频的方法，并组合采用一阶 无源RC硬件滤波和有限长单位冲激响应(FIR)软件滤波，从而只使用两个电极即可获得波 形较好的心电信号。
[0025] 在本实施例中，Μ⑶单元6可选用TI公司的MSP430系列微处理器，该处理器为16位 RISC结构，其典型的活动模式下功耗只有200μΑ，具有1^?)、1^11、1^12、1^0、1^14共5种低 功耗模式，本实施例选用MSP430F116Β，TSS0P - 28封装，集成了 8ΚΒ的FLASH存储器、256Β的 RAM、8通道10位ADC和串行口，再利用Max3221进行电平转换，将微处理器逻辑电平转换为 RS - 16B电平，从而实现与诸如手机、智能手表、平板电脑、台式机、笔记本电脑之类的设备 的通信，MCU单元6将信号调理模块9输出的信号进行运算处理，并将处理过的人体心电信号 经由无线传输模块5发送至手机之类的通讯设备，并以心电图的形式显示在这类通讯设备 的显示单元上。
[0026] 除此之外，所述滤波器11还可以包括梳状滤波器，所述梳状滤波器的转移函数为：
其中，b是用于补偿滤波后信号的增益的补偿因子，p是影响零点间通带变化的快慢的 系数，N是心电信号的采样频率与工频噪声频率的比值;所述肌电噪声滤波器包括多个级联 的递归动求和(RRS)滤波器;所述基线漂移滤波器包括巴特沃思低通滤波器，所述巴特沃思 低通滤波器的转移函数为：
其中，Μ表示巴特沃思低通滤波器的阶数;所述巴特沃斯低通滤波器滤波的具体步骤包 括:a.用所述巴特沃斯低通滤波器滤除心电有用信号；b.修正所述巴特沃斯低通滤波器输 出延时，其中延时取巴特沃斯低通滤波器相位延时在通频带内均值1150; c .用修正延时后 的滤波器输出减去原始信号得到滤波基线漂移后的结果。
[0027] 需要注意的是，所述设备采用了足底双电极方案来获取人体的心电信息，信号调 理模块9的共模抑制比超过60dB，低于常规心电仪的90dB标准，但可以满足移动监护设备最 小60dB的AAMI(Association for the Advancement of Medical Instrumentation)标准， 其输入短路噪声约为120μν，能够满足一般的需求，完全可以用于对日常运动前后心电和心 率的监测。并且，由于与人体电阻测量共用电极，并且也可以共用信号处理模块4、9和无线 传输模块5、MCU单元6等其他器件，从而降低了设备采购成本和使用成本，更便于产品的推 广和普及。
[0028] 另外，尽管本实施例中利用电极3A和电极3D来获取人体足底的被动电势信号以得 到人体的心电信号(差分信号），实际上，可以通过人体左脚足底的两个电极3A、3B中的任一 个与右脚足底电极3C、3D中的任一个来配合来完成所述被动电势的测量，以获取人体的心 电信号，其中，所述被动电势为mV级别的生物电势信号。
[0029] 如图1所示，在本发明的另一种实施方式中，可在所述测量平台1的任何部位设置 接口 801，以使所述测量平台1可通过具有相应接头802的电缆15与其它外部设备或辅助测 量配件17连接，并且接口 801与信号调理模块9连接，以将从外部设备或辅助测量配件17获 取的信号输入至信号调理模块9,其中，接口801可以是micro USB接口和/或mini USB接口 和/或苹果公司的Lightning接口，更具体地，接口801可设置于测量平台1的底部和/或上表 面和/或侧面等任何位置，只要便于电缆15的接头802插入接口801并且便于电缆15从接口 801中拔出即可。
[0030] 根据本实施例的测量装置的信号调理电路如图3所示，其中，电极3E、3F用于获取 人体手部的被动电势信号，电极3A或3B中的一个用于测量人体右脚的被动生物电势信号， 人体右脚的被动生物电势信号被输入到驱动电路16后经驱动电路16处理后再输入到前置 放大电路10A，实际上，驱动电路16也可以视情况而被省略，或者直接将电极3A或3B中的一 个测量到的人体右脚的被动生物电势信号用作Vrrf，图3中的控制信号用于控制前置放大器 在的工作状态和模态。
[0031] 所述的辅助测量配件可以是表面具有两个电极3E和3F的棒状体13,电极3E和3F可 通过压印、喷涂、模制、黏贴、电镀等方式设置于帮状体13的外表面，以便当使用者站在所述 测量平台1上并且双手握棒状体13时，双手手掌皮肤可分别与电极3E和3F充分接触，电极3E 和3F可通过电缆15与测量平台1上的接口 801连接，从而与所述测量平台1的信号调理模块9 连接，棒状体18的作用在于通过其上设置的电极3E和3F来与人体的左手和右手接触，其连 接关系为：电极3E-左手且电极3F-右手，或者电极3E-右手且电极3F-左手，从而使电极 3E和3F与电极3A或3B中的任一个这个三个电极一起构成标准的"3芯线"心电导联，从而更 精确地获得人体心电信息，所用到的电极3A或3B为"右脚驱动"的参考电极，也称为"无关电 极"，它有助于更稳定、更精确地获取人体心电信号，这里提到的"3芯线"心电导联也称作标 准导联，亦称双极肢体导联，是心电测量领域一般技术人员皆知的通用技术，这样获得的心 电信号的质量优于实施例3中所获得的心电信号的质量，即共模抑制比高于实施例3中所获 得的心电信号的共模抑制比，其值高于80dB。
[0032] 或者，使用者可以双脚站在所述测量平台1上，单手握住棒状体18,使得使用者的 一只手与棒状体18上的两个电极3E或3F中的任一个电极接触，从而使电极3E、3F中的任一 个与电极3A、3B中的任一个和电极3C、3D中的任一个这三个电极共同构成人体心电导联，其 中，使用者手中握持棒状体18所接触的电极3E或3F为参考电极，这三个电极所测得的电势 信号分别记为^41、￥42、￥43，其中，￥41