CN102499671B - 一种心室复极高频波双肢体电极检测装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种心室复极高频波双肢体电极检测装置，其利用接口电路抑制共模电流的影响；利用带通滤波器去除仪器噪声；利用小波域维纳滤波，有效去除肌电干扰，最终实现心室复极高频波的提取；该装置能够从两个手腕处获取含有心室复极高频波和干扰信号的原始信号，经过放大和模数转换后，由微控制器存入存储卡，之后存储卡中的数据被读入计算机，经过软件的处理就可获得心室复极高频波信号。本发明的心室复极高频波双肢体电极检测装置具有便携、低功耗的优点，可以实现长时间的动态检测。

Description

一种心室复极高频波双肢体电极检测装置

技术领域

本发明涉及心室复极高频波检测仪器的技术领域，特别涉及一种心室复极高频波双肢体电极检测装置。

背景技术

猝死(Sudden Death)是指突然、快速、意料不到的自然死亡，人类死亡中猝死占15％～32％。猝死的时间定义尚未统一，我国采用的是世界卫生组织(World Health Organization，WHO)的规定，即1小时，这也是目前大多数国家所接受的时间限度。心脏猝死(SuddenCardiac Death)通常是指心脏原因意外地引起猝然死亡。据美国心脏协会、美国心脏病学会和美国心脏节律协会最新的研究报告，根据《国际疾病分类》第十修正版：心脏猝死是指由于心脏疾病原因导致的猝然死亡，死亡是发生在医院之外的紧急情况，或者个别的报告死亡发生在送达医院的途中，死亡必须在症状发作一小时内。

心脏猝死作为一种严重危害人类健康的疾病，其发病具有以下特点：

(1)发病率高。美国心脏猝死的年发病率为0.1％，每年约有30万人发生心脏猝死。国内报导不一，有文献称年发病率达0.18％，全国每年有180万人发生心脏猝死，经临床证实者为0.036％～0.128％。

(2)发病突然，事前没有任何征兆。心脏猝死是难以预料的悲剧性事故，特别是一些貌似健康的青壮年心脏猝死，事发前没有任何危及生命的征兆，约有60％～70％死于医院之外。院外心脏猝死约80％发生于家里，15％发生于公共场所，约40％的心脏猝死没有他人在场。

(3)死亡率高。从急救技术的发展现状看，心脏停搏每超过1分钟，电除颤抢救成功率降低7％～10％，如超过10分钟，抢救成功率就微乎其微了。由于心脏猝死发病的突然性和无征兆性，大部分发生于医院之外和公共场所，因此对于绝大多数的心脏猝死患者而言，很难得到及时的救治，死亡率极高。

近十多年来，随着一系列新预测技术的不断引入，如生化检测、基因检测、心血管造影、超声心动图、电生理检测(包括程序电刺激、希氏束)、心电图(包括动态心电图Holter和平板运动试验)、信号平均心电图/心室晚电位、QT变量和T波微伏级振幅交替等，使心脏猝死的预测、预防有了较快进展，但是各种各样的方法都存在一定的局限性和不足。

在研究体表希氏束检测技术的过程中，申请者发现了心室复极期间内(S-T-U段)的6个高频小波，其峰峰值在几伏到几十伏之间，将这6个高频小波称为心室复极高频波(如图1所示)。在时间方面心室复极高频波所提供的信息量远远高于QT变量而且细节更多，时间间隔的量误差可控制在±1ms范围内；在幅值方向上，由于心室复极高频波中已经滤除了低频的T波和U波干扰，其波形分辨率及幅值测量的准确度为T波微幅级交替无法企及的。在SCD预测方面，心室复极高频波有潜力得到比QT变量、T波微伏级振幅交替更好的结果。通过对心室复极高频波的深入研究将对心脏疾病的诊断以及心脏猝死预测和预防提供新的工具和方法。

目前，ECG以及心室复极高频波检测都是使用三电极接法，这是因为各种干扰会引起人体共模电平的变化，这种变化对于测量结果造成很大影响。三电极接法中，一个电极用来反馈输出的共模信号，极性与输入端共模信号相反，用来抵消共模信号变化引起的输出端的测量误差，因而三电极法需要专门的反馈电路设计，又称驱动腿设计。设计原理，从INA326/INA327引出共模参考电平，经过源跟随器(放大器A1)，然后与经过反相放大器(A2)，A2的正极接入的是仪器的输出参考零点，反向器具有很高的反向增益，这就是共模稳零的原理。假设共模电平大于参考零点，经过负反馈将有很高的反向电压被反馈回人体，迫使人体参考电平减小至零位；而当共模电平小于参考零点时，反馈回去的将是很高的正向电压，也会将共模电平拉向零位，故经过反馈驱动人体共模电平被保持在参考零位。

临床使用时，三电极接法对心室复极高频波检测造成诸多不便。在三电极的体表测量方法中，病人需要将三个电极都置于胸前，所以测量前必须脱掉衣服，同时，电极的定位也需要专业的人员指导。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是：提供一种心室复极高频波双肢体电极检测装置，使得检测非常方便，无需专门人员指导，患者只需将电极置于两手臂处即可完成检测，通过无创的方法获取心室复极高频波电图，检测方便。

本发明的技术方案是：

一种心室复极高频波双肢体电极检测装置，该装置包括两个分别夹持左右手的电极以及电极导线、双电极心室复极高频波放大器、16位模数转换器、微控制器、存储卡、PC机和打印机，其中：

原始信号VR、VL经由左右手电极及电极导线，与接口电路输入端相连接，VR到达节点A，VL到达节点C，节点A通过导线与电阻R1的一端相连，电阻R1的另一端通过导线与节点E相连，同时节点A通过导线与放大器U1的“+”相连，放大器U1的“-”通过导线与U1的输出端相连，U1的输出端通过导线与节点B相连，节点B通过导线与电阻R3一端相连，电阻R3的另一端通过导线与节点F相连；节点C通过导线与电阻R2的一端相连，电阻R2的另一端通过导线与节点E相连，同时节点C通过导线与放大器U2的“+”端相连，放大器U2的“-”端通过导线与U2的输出端相连，U2的输出端通过导线与节点D相连，U2的输出端通过导线与节点D相连，节点D通过导线与电阻R4一端相连，电阻R4的另一端通过导线与节点F相连；节点F，通过导线与放大器U3的“-”相连，放大器U3的“+”与参考地线相连，U3的“-”通过导线与R5的一端相连，R5的另一端通过导线与C1的一端相连，C1的另一端通过导线与U3的输出端相连，U3的输出端通过导线与E相连；这部分是接口电路的连结方式，接口电路是用来抑制共模信号，提取差模信号；

接口电路的B端通过导线与放大器U4的端口“1”相连，D端通过导线与U4的端口“2”相连，U4的端口“7”接电源VCC，U4的端口“3”接电源的地线，U4的端口“5”通过导线与电阻R7的一端相连，电阻R7的另一端通过导线同时连接，C2的一端、R6的一端以及放大器U5的“-”端，电容C2的另一端通过导线接放大器U5的输出端，电阻R6的另一端通过导线接放大器U5的输出端，U5的输出端通过导线与U4的端口“4”相连；U4的端口“6”通过导线与R8的一端相连，R8的另一端同时连接，C3和C4的一端，C3的另一端通过导线接参考地线，C4的另一端同时连接R9的一端和放大器U6的端口“+”，电阻R9的另一端接通过导线与参考地相连；U6的“-”通过导线同时连接，R10的一端和R11的一端，R10的另一端通过导线与参考地相连，R11的另一端通过导线与U6的输出端相连，U6的输出端通过导线接放大器U7的端口“+”；U7的端口“-”通过导线同时连接，R12的一端和R13的一端，R12的另一端通过导线与参考地相连，R13的另一端通过导线与U7的输出端相连；本部分实现原始信号的放大和滤波作用；

放大器U7的输出端接16位模数转换器的模拟信号输入端与16位模数转化器的模拟输入端相连，16位模数转化器用来将放大后的模拟心电信号转化为数字信号；16位模数转化器、存储卡与微控制器相连，微控制器用来将模数转化的结果即时存到存储卡中；本部分实现信号的采集和储存作用；

最后存储卡中的数据被导入PC中，经由PC中的软件算法，即可获取心室复极高频波；本部分实现心室复极高频波的提取。

进一步的，所述的接口电路中：为达到高的差模阻抗，以及电路的对称性，电阻的选择为R1＝R2＝10M；为获取足够小的共模阻抗，同时保证共模反馈通路的稳定性，反馈回路中电容电阻的选择为C₁＝10n，R5＝30k，R3＝R4＝2.2k。

进一步的，采用的电子元件均为低功耗的电子元件，使得本装置可以进行长时间动态记录。

本发明的基本原理是，通过设计共模反馈接口电路，实现心室复极高频波双肢体电极检测装置，使得测量更加方便有效。具体是先采用接口电路，抑制共模电流的影响；然后再对信号进行放大和滤波，主要是采用带通滤波器去除仪器的噪声；最后在软件中，首先设计50HZ的陷波滤波器滤除工频干扰，然后使用小波经验型维纳滤波器，将肌电干扰信号有效去除，最后得到心室复极高频波信号。软件包的思想：首先利用FIR或IIR带通滤波器滤除T波和仪器噪声，然后经过50HZ的工频陷波滤波器滤除公平干扰，最后利用小波的经验型维纳滤波器有效的去处肌电干扰信号。

本发明主要由移动部分、信号的采集装置以及PC中软件算法构成。通过两手臂获取的心室复极高频波信号和ECG信号经过接口电路后，共模电流被抑制，然后经过放大器的放大滤波后，被送到16位模数转化器中，转换成数字信号后被送往微控制器，微控制器即时将数据存储到存储卡中；患者只需将存储卡取出，插入PC中，使用用PC中的软件包对数据进行处理，就可以获取心室复极高频波。

本发明与现有技术相比的优点在于：

(1)通用的接口电路设计：可放于各种心室复极高频波或者ECG放大器前端，可有效抑制共模干扰；

(2)测量方便：双电极的配置使得检测非常方便，无需专门人员指导，患者只需将电极置于两手臂处即可完成检测，通过无创的方法获取心室复极高频波电图，检测方便；

(3)携带方便：双电极的配置使得仪器的固定很简单，低功耗的设计使得仪器可以进行长时间动态检测；

(4)通过存储卡记录长时间的病人心室复极高频波的信息，使得有效诊断变得更方便。

附图说明

图1为典型心室复极高频波；

图2为本发明中心室复极高频波的电极所在位置；

图3为本发明心室复极高频波双肢体电极检测装置的框图；

图4为本发明的检测装置中接口电路图；

图5为接口电路的差模等效电路图；

图6为接口电路的共模等效电路图；

图7为接口电路后续的放大及滤波电路图。

具体的实施方式

下面结合附图对本发明做进一步的说明。

心室复极高频波是申请人新发现的一种发生在心室复极期间(S-T-U段)的高频微伏级心脏电生理信号。图1为典型的心室复极高频波。图1中，上部为参考心电图，下图为心室复极高频波。

用双电极从人体双手腕处(如图2所示)检测心室复极高频波信号，通过双手手腕或手臂处电极获取含有心室复极高频波信号和干扰信号的原始信号，经过放大和模数转化后输入经微控制器存入存储卡中，然后利用计算机中的软件包进行软件滤波，具体功能框图见图3。

在双电极仪器应用中，放大器的输入必须有尽可能高的差分阻抗，以避免信号衰减；另一方面，放大器的共模阻抗应该尽可能的低，以便为共模干扰电流创造一个通路而不致有明显的电压降，从而将两个输入都保持在它们规定的工作电压范围内，这样主要是为了避免放大器的输出饱和。本发明采用的接口电路，它采用一个共模反馈的方法，在不减小差模阻抗的同时降低共模阻抗，接口电路后面接一般的差分放大器用来测量心电信号。

原始信号(VR，VL)经由左右手电极及电极导线，与接口电路输入端相连接，VR到达节点A，VL到达节点C，节点A通过导线与电阻R1的一端相连，电阻R1的另一端通过导线与节点E相连，同时节点A通过导线与放大器U1的“+”相连，放大器U1的“-”通过导线与U1的输出端相连，U1的输出端通过导线与节点B相连，节点B通过导线与电阻R3一端相连，电阻R3的另一端通过导线与节点F相连；节点C通过导线与电阻R2的一端相连，电阻R2的另一端通过导线与节点E相连，同时节点C通过导线与放大器U2的“+”端相连，放大器U2的“-”端通过导线与U2的输出端相连，U2的输出端通过导线与节点D相连，U2的输出端通过导线与节点D相连，节点D通过导线与电阻R4一端相连，电阻R4的另一端通过导线与节点F相连；节点F，通过导线与放大器U3的“-”相连，放大器U3的“+”与参考地线相连，U3的“-”通过导线与R5的一端相连，R5的另一端通过导线与C1的一端相连，C1的另一端通过导线与U3的输出端相连，U3的输出端通过导线与E相连。这部分是接口电路的连结方式，接口电路是用来抑制共模信号，提取差模信号。

接口电路的B端通过导线与U4(INA321)的端口“1”相连，D端通过导线与U4的端口“2”相连，U4的端口“7”接电源VCC，U4的端口“3”接电源的地线，U4的端口“5”通过导线与电阻R7的一端相连，电阻R7的另一端通过导线同时连接，C2的一端、R6的一端以及放大器U5的“-”端，电容C2的另一端通过导线接放大器U5的输出端，电阻R6的另一端通过导线接放大器U5的输出端，U5的输出端通过导线与U4的端口“4”相连；U4的端口“6”通过导线与R8的一端相连，R8的另一端同时连接，C3和C4的一端，C3的另一端通过导线接参考地线，C4的另一端同时连接R9的一端和放大器U6的端口“+”，电阻R9的另一端接通过导线与参考地相连；U6的“-”通过导线同时连接，R10的一端和R11的一端，R10的另一端通过导线与参考地相连，R11的另一端通过导线与U6的输出端相连，U6的输出端通过导线接放大器U7的端口“+”；U7的端口“-”通过导线同时连接，R12的一端和R13的一端，R12的另一端通过导线与参考地相连，R13的另一端通过导线与U7的输出端相连。本部分实现原始信号的放大和滤波作用。

放大器U7的输出端接16模数转换器的模拟信号输入端与16位模数转化器的模拟输入端相连，16位模数转化器用来将放大后的模拟心电信号转化为数字信号；16位模数转化器、存储卡与微控制器相连，微控制器用来将模数转化的结果即时存到存储卡中。本部分实现信号的采集和储存作用。

最后存储卡中的数据被导入PC中，经由PC中的软件算法，即可获取心室复极高频波。本部分实现心室复极高频波的提取。

接口电路的设计如图4所示，输入信号VR分成两路，一路经过电阻R1到达节点E，另一路经过放大器U1构成的源级跟随器到达节点B，然后经过R3到达F，而后经改进的反向放大器反馈回节点E；输入信号VL分成两路，一路经过R2到达节点E，另一路经过U2构成的源级跟随器到达D，然后经过R4到达F，而后经过改进的反向放大器反馈回节点E。反相放大器由输出经电容C₁和电阻R₅反馈回U3的反向输入端。两路电阻对称分布，即R1＝R2＝R＝10M，R3＝R4＝r＝2.2k。

差模等价电路见图5，差模输入端信号被等效v_A＝+u_dm/2和v_C＝-u_dm/2。v_A一路经过R1到达节点E，另一路经增益为1的放大器到达B，使得v_B＝v_A；同理，v_C一路经过R2到达节点E，另一路经增益为1的放大器到达D，使得v_D＝v_C。由于电路对称，可知节点E电压为零电位。由于差模电路全都流过电阻R₁和R₂，因此差模输入阻抗为R_dm＝R1+R2＝20M。另外，由于源跟随器的原因，输出等效为理想电压源。这种特性对后续放大器的差模阻抗要求就不再那么苛刻。

共模等价电路如图6：共模干扰被等效为理想电流源i_n与电容并联的结果，其中C_eq＝C_bC_s/(C_b+C_s)，C_b为人体等效电容，C_s为杂散电容。共模电压记为u_cm，共模电流记为i_cm，节点A(C)与E之间等效电阻为R1和R2的并联，记为R1||R2。由于电流不能通过增益1的源跟随器，共模电流i_cm全部经由R1||R2，到达E；B(D)点电压经由等效电阻R3||R4，放大器U3，电阻R5，电容C1构成的改进的反向积分放大器到达E点。反馈回路进行计算，可得共模阻抗R_cm＝v_cm/i_cm＝(R₁||R₂)/(1+A_cm)，其中 $A_{\mathrm{cm}}=\frac{1}{2\mathrm{\πf}\left(R_3\right|\left|R_4\right)C_1}+\frac{2R_5}{R_3\left|\right|R_4},$ 即此接口的共模阻抗被缩小了1+A_cm倍。于是只需合适选取电阻R₃、R₄，反馈电阻R₅，反馈电容C₁即可取得足够小的共模电阻。

由于接口电路引入了反馈，稳定性就必须要考虑。等效电容C_eq与R1||R2构成一个极点f_p＝1/(2πC_eqR₃||R₄)，而电阻R₅与C₁串联构成一个零点f_z＝1/(2πC₁R₅)。

由稳定性准则可知 $f_z<\frac{2R_5}{R_3\left|\right|R_4}{f}_p,$ 对单位增益带宽为f_t的放大器而言，必须有： $f_t>{\left(\frac{2R_5}{R_3\left|\right|R_4}\right)}^2{f}_p.$ 考虑到以上需求，电阻R5选为30k，电容C1选为2.2n。 $A_{\mathrm{cm}}=\frac{1}{2\mathrm{\&pi;f}\left(R_3\right|\left|R_4\right)C_1}+\frac{2R_5}{R_3\left|\right|R_4}=27+\frac{14469}{f},$ 因为共模信号的主要是由于工频干扰所造成的，所以评价频率为50HZ的共模输入电阻即可，此时A_cm(50HZ)＝316，此时共模输入阻抗R_cm(50HZ)＝(R₁||R₂)/(1+A_cm(50HZ))＝16K，由此可知，共模输入阻抗已经足够小。

接口电路后面接图7所组成的放大滤波模块，本部分实现原始信号的放大和滤波作用，由于经过接口电路后的信号(Vc1，Vc2)中仅含少量的共模信号，因此，本部分放大电路不会因为共模信号的变化而造成可能的输出饱和；另外，本部分中的电阻电容网路构成了一个带通滤波器，要来滤除仪器噪声。本部分具体包括一个INA321，三个运算放大器，以及电阻电容网络。本部分电路的传递函数为：

$T\left(s\right)=5\&CenterDot;\frac{R_7(1+s{C}_2{R}_6)}{R_7(1+s{C}_2{R}_6)+R_6}\frac{1}{1+s{C}_3{R}_8}\frac{s{C}_4{R}_9}{1+s{C}_4{R}_9}\frac{R_{10}+R_{11}}{R_{10}}\frac{R_{12}+R_{13}}{R_{12}}$

参数选取：INA321放大倍数为5，C₂＝2μ，C₃＝100n，C₄＝2μ，R₆＝R₇＝R₉＝3.3M，R₈＝5k R₁₀＝R₁₂＝5.1k R₁₁＝R₁₃＝200k。

经计算可知，放大倍数为2000，带宽0.05-200HZ。

数据采集与储存模块说明，本发明采用16位的模数转化器，采样频率为1000HZ，可以有效达到信号的时间分辨率和幅值分辨率，数据采集过程中经过微控制器立即存储到存储卡中，可以实现动态记录的目的。另外就是本装置采用的方案都是低功耗的芯片，使得本装置可以进行长时间动态记录。

模数转换器采样分辨率为16BIT，转换时间为10us，可以达到16位不失真码。模数转化器中的数据经过微控制器即时存储到存储卡里。

PC中软件算法说明：信号的处理在PC机里面进行，存储卡里面的数据包括心室复极高频波、50HZ的工频噪音和仪器噪声，肌电信号的干扰。算法的目的就是去除工频噪音、仪器噪声以及肌电信号的干扰。仪器噪声通过带通滤波器去除，50HZ的工频噪音通过数字陷波滤波器去除，而肌电信号与心室复极高频波信号无论时域频域都是重叠的，软件中采用最优滤波去除。

本发明未详细阐述的部分属于本领域公知技术。

Claims (2)

1.一种心室复极高频波双肢体电极检测装置，该装置包括两个分别夹持左右手的电极以及电极导线、双电极心室复极高频波放大器、16位模数转换器、微控制器、存储卡、PC机和打印机，其特征是：其中：

原始信号VR、VL经由左右手电极及电极导线，与接口电路输入端相连接，VR到达节点A，VL到达节点C，节点A通过导线与电阻R1的一端相连，电阻R1的另一端通过导线与节点E相连，同时节点A通过导线与放大器U1的“+”相连，放大器U1的“-”通过导线与U1的输出端相连，U1的输出端通过导线与节点B相连，节点B通过导线与电阻R3一端相连，电阻R3的另一端通过导线与节点F相连；节点C通过导线与电阻R2的一端相连，电阻R2的另一端通过导线与节点E相连，同时节点C通过导线与放大器U2的“+”端相连，放大器U2的“-”端通过导线与U2的输出端相连，节点D通过导线与电阻R4一端相连，电阻R4的另一端通过导线与节点F相连；节点F，通过导线与放大器U3的“-”相连，放大器U3的“+”与参考地线相连，U3的“-”通过导线与R5的一端相连，R5的另一端通过导线与C1的一端相连，C1的另一端通过导线与U3的输出端相连，U3的输出端通过导线与E相连；这部分是接口电路的连结方式，接口电路是用来抑制共模信号，提取差模信号；

接口电路的B端通过导线与放大器U4的端口“1”相连，其中放大器U4为INA321放大器，D端通过导线与U4的端口“2”相连，U4的端口“7”接电源VCC，U4的端口“3”接电源的地线，U4的端口“5”通过导线与电阻R7的一端相连，电阻R7的另一端通过导线同时连接，C2的一端、R6的一端以及放大器U5的“-”端，电容C2的另一端通过导线接放大器U5的输出端，电阻R6的另一端通过导线接放大器U5的输出端，U5的输出端通过导线与U4的端口“4”相连；U4的端口“6”通过导线与R8的一端相连，R8的另一端同时连接，C3和C4的一端，C3的另一端通过导线接参考地线，C4的另一端同时连接R9的一端和放大器U6的端口“+”，电阻R9的另一端接通过导线与参考地相连；U6的“-”通过导线同时连接，R10的一端和R11的一端，R10的另一端通过导线与参考地相连，R11的另一端通过导线与U6的输出端相连，U6的输出端通过导线接放大器U7的端口“+”；U7的端口“-”通过导线同时连接，R12的一端和R13的一端，R12的另一端通过导线与参考地相连，R13的另一端通过导线与U7的输出端相连；本部分实现原始信号的放大和滤波作用；

放大器U7的输出端接16位模数转换器的模拟信号输入端与16位模数转化器的模拟输入端相连，16位模数转化器用来将放大后的模拟心电信号转化为数字信号；16位模数转化器、存储卡与微控制器相连，微控制器用来将模数转化的结果即时存到存储卡中；本部分实现信号的采集和储存作用；

最后存储卡中的数据被导入PC中，经由PC中的软件算法，即可获取心室复极高频波；本部分实现心室复极高频波的提取；

为达到高的差模阻抗，以及电路的对称性，电阻的选择为R1＝R2＝10M；为获取足够小的共模阻抗，同时保证共模反馈通路的稳定性，反馈回路中电容电阻的选择为C₁＝10n，R5＝30k，R3＝R4＝2.2k。

2.根据权利要求1所述的一种心室复极高频波双肢体电极检测装置，其特征是：采用的电子元件均为低功耗的电子元件，使得本装置可以进行长时间动态记录。

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