CN107582166A - 一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统 - Google Patents
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Abstract
本发明创造提供了一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，包括心电同步设备、隔离电路和高压陡脉冲系统，心电同步设备包括显示波形模块和识别R波模块，显示波形模块用于实时显示人体心电波形并提示用户脉冲输出状态，在识别R波模块自动识别出心电R波后输出脉冲信号给隔离电路，隔离电路将信号隔离后输出给高压陡脉冲系统。本发明创造可用于指导临床高压陡脉冲消融过程放电过程，在心脏R波之后释放脉冲，可有效降低高压陡脉冲对心脏正常生理活动的影响，提高手术的安全性。
Description
技术领域
本发明创造属于医疗器械技术领域，尤其是涉及一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统。
背景技术
心电由心肌细胞产生，是心脏活动的重要表现形式之一。其产生于心脏机械性收缩之前，依靠血管、肌肉等组织传导至全身。心电信号的产生和传导主要包括心肌细胞去极化和复极化两个过程。
心肌细胞在初始化状态下，膜外排列阳离子带正电荷，膜内排列同等比例阴离子带负电荷，保持电位平衡的极化状态；心肌细胞兴奋时，由心肌细胞兴奋产生的跨膜电位称之为跨膜动作电位，此时，膜表面变为负电位，膜内变为正电位，这种极化状态的消除称为去极化过程，去极化在动作电位曲线上表现为骤升的曲线，此时期称为动作电位0相，对应于临床上心电图的R波时刻。复极时，细胞膜对Na+的通透性迅速降低，对K+的通透性迅速提高，细胞内K+加速外渗，因而细胞内正电位迅速下降，接近0电位水平，此时期称为动作电位1相，对应临床上心电图中R波之后急剧下降的时刻。
不可逆电穿孔(IRE)是一项有关肿瘤非热消融的新兴技术。该项技术通过电极发送一组高压电脉冲在组织中形成电场，使细胞膜发生不可逆电穿孔，从而使得肿瘤细胞凋亡。高压陡脉冲作用于组织细胞形成网状放电区域，场强向周围递减。瞬间高压电场改变了电极处细胞膜电位，导致细胞膜处于极化状态，极化的趋势沿着相邻细胞膜间传导，对心电信号的产生和传导产生极强的干扰。当高压电场作用于心肌细胞除复极过程时，干扰心肌细胞正常除复极过程，造成心肌细胞电位状态异常，极易引发心跳震颤，暂停等现象，严重威胁心脏正常起搏功能。而在心肌细胞除复极之后，即临床上心电图中R波之后的一段时间，此时心肌细胞刚刚完成一次除复极过程，外加电刺激避开了心肌细胞除复极过程，从而减弱了外加电场对心肌细胞正常周期性兴奋的影响。
因此，在高压陡脉冲消融过程中，放电时刻应控制在心肌细胞除复极之后，即临床上心电图的R波后大约50ms-200ms时刻开始释放脉冲。这样，高压陡脉冲不会影响到心肌细胞除复极过程，对心脏正常生理活动的影响达到最小。
发明内容
有鉴于此，本发明创造旨在提出一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，以解决上述技术问题。
为达到上述目的，本发明创造的技术方案是这样实现的：
一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，包括心电同步设备、隔离电路和高压陡脉冲系统，心电同步设备包括显示波形模块和识别R波模块，显示波形模块用于实时显示人体心电波形并提示用户脉冲输出状态，在识别R波模块自动识别出心电R波后输出脉冲信号给隔离电路，隔离电路将信号隔离后输出给高压陡脉冲系统。
进一步的，识别R波模块自动识别出心电R波后在50ms-200ms的时间内输出脉冲。
进一步的，心电同步设备包括用于采集心电信号的前端模拟放大器和作为控制单元进行数据处理和控制的微型单片机。
进一步的，放大器分别连接有高通滤波电路、低通滤波电路、稳压和电压取样电路。
进一步的，放大器的型号为AD8232，放大器的第二引脚与第二十八电阻的一端连接，放大器的第三引脚与第二十七电阻的一端连接，第二十七电阻的另一端与第二十八电阻的另一端连接后与电源连接，放大器的第二引脚还与第三十一电阻的一端连接，第三十一电阻的另一端与电极连接，放大器的第三引脚还与第三十三电阻的一端连接，第三十三电阻的另一端与电极连接；
放大器的第四引脚与第四十四电容的一端连接，第四十四电容的另一端与放大器的第五引脚连接后与第三十四电阻的一端连接，第三十四电阻的另一端接电极；
放大器的第一引脚与第四十三电容的一端连接，第四十三电容的另一端与放大器的第二十引脚连接后与第二十四电阻的一端连接，第二十四电阻的另一端与第二十二电阻的一端连接，放大器的第十九引脚与第二十五电阻的一端连接，第二十五电阻的另一端与第二十四电阻与第二十二电阻的连接节点连接，放大器的第十八引脚与放大器的第十七引脚之间连接有第二十六电阻，放大器的第十八引脚与放大器的第十六引脚之间并联有第二十三电阻和第四十二电容，放大器的第十六引脚接地，放大器的第十七引脚接电源，放大器的第十七引脚与第二十六电阻的连接节点与第四十一电容的一端连接，第四十一电容的另一端接地，第四十三电容、第二十四电阻、第二十五电阻、第二十二电阻构成高通滤波电路，第二十六电阻、第二十三电阻、第四十二电容、第四十一电容构成稳压和电压取样电路；
放大器的第九引脚与第十引脚连接后与单片机连接，放大器的第十引脚与第三十八电阻的一端连接，第三十八电阻的另一端与放大器的第八引脚连接后与第三十七电阻的一端连接，第三十七电阻的另一端与第四十六电容的一端连接后与放大器的第六引脚连接，第四十六电容的另一端与放大器的另一端连接，放大器的第六引脚与第三十七电阻的连接节点与第三十六电阻的一端连接，放大器的第十引脚与第三十八电阻的连接节点与第四十七电容的一端连接，第四十七电容的另一端与第三十六电阻的另一端连接后与第三十五电阻的一端连接，第三十五电阻的另一端与单片机连接，放大器的第六引脚与第四十五电容的一端连接，第四十五电容的另一端与单片机连接，第三十五电阻、第三十六电阻、第四十六电容、第四十七电容构成低通滤波电路，第三十七电阻、第三十八电阻为放大倍数控制端，用于控制放大器的放大倍数，同时用于配合低通高通滤波电路协调波形效果。
进一步的，单片机的型号为STM32F103RCT6。
进一步的，单片机的第五引脚与第六引脚之间并联设置第六十五电阻和第二晶振，第二晶振的两端分别经第六十七电容、第六十九电容接地，单片机的第十二引脚与第十三引脚之间并联第七十电容和第七十一电容，第七十电容与单片机的第十二引脚连接的节点接地，第七十电容另外一端经第六十七电阻接电源；
单片机的第十八引脚与第十九引脚之间连接第七十三电容，单片机的第三十一引脚与第三十二引脚之间连接第七十四电容，单片机的第二十三引脚为信号输出端连接隔离电路的输入端；
单片机的第二十六引脚连接放大器的第九引脚与第十引脚的连接节点，用于采样心电信号，单片机的第六十三引脚与第六十四引脚之间连接第六十八电容，单片机的第四十八引脚与第四十七引脚之间连接第七十二电容，单片机的第四十三引脚与第四十二引脚分别接显示模块，显示模块采用串口方式与单片机通讯，单片机的第五十五、五十四、五十三引脚分别接放大器。
进一步的，心电同步设备的信号采集采用标准肢体导联Ⅰ型，采集心电信号的三个电极分别接到人体的左上肢、右上肢、右下肢或左上肢、右上肢、胸骨左右缘。
进一步的，心电同步设备输出的脉冲信号宽度为3ms-20ms之间。
进一步的，隔离电路包括光耦，从心电同步设备出来的信号与第一施密特触发器的第十二引脚连接，第一施密特触发器的第十三引脚与光耦的第四引脚连接，光耦的第四引脚与第八十五电阻的一端连接，第八十五电阻的另一端与电源连接，光耦的第三引接地，光耦的第一引脚与第二引脚之间连接第一电容，第一电容与光耦的第一引脚的连接节点与第八十八电阻的一端连接，第八十八电阻的另一端与第二施密特触发器的第十二引脚连接，第二施密特触发器的第十三引脚与第二电容的一端连接，第一电容与光耦的第二引脚的连接节点与第二电容的另一端连接后接地，第二施密特触发器的第十三引脚与第二电容的连接节点与高压陡脉冲系统的输入端连接，第二施密特触发器的第十三引脚与第二电容的连接节点还与第八十六电阻的一端连接，第八十六电阻的另一端与电源连接。
相对于现有技术，本发明创造所述的一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统具有以下优势：
(1)本发明创造可用于指导临床高压陡脉冲消融过程放电过程，在心脏R波之后释放脉冲，可有效降低高压陡脉冲对心脏正常生理活动的影响，提高手术的安全性；
(2)本发明创造在识别出人体心电R波时刻后，延迟50ms-200ms后输出触发信号，使用单片机控制高压陡脉冲放电过程，确保在心电R波之后释放消融脉冲，有效的避免了高压陡脉冲对人体心肌细胞除复极过程的干扰，降低了手术风险；
(3)本发明创造在心电同步信号输出端采用光耦隔离的方式，避免了高压电路通过输出电缆对心电同步设备产生干扰，提高了设备的稳定性与安全性；
(4)本发明创造采用单导联方式采集并显示人体心电，可实时显示消融过程中病人的心电波形，可供医生了解病人身体状态。
附图说明
构成本发明创造的一部分的附图用来提供对本发明创造的进一步理解，本发明创造的示意性实施例及其说明用于解释本发明创造，并不构成对本发明创造的不当限定。在附图中：
图1为本发明创造实施例所述的整体工作流程示意图；
图2为本发明创造实施例所述的心电同步设备脉冲输出示意图；
图3为本发明创造实施例所述的高压陡脉冲同步模式放电流程图；
图4为本发明创造实施例所述的隔离电路的电路图；
图5为本发明创造实施例所述的心电同步设备的放大电路图；
图6为本发明创造实施例所述的心电同步设备的单片机的电路图；
图7为本发明创造实施例所述的心电同步设备的单片机的按钮电路图。
附图标记说明：
A1、人体心电信号；A2、心电同步设备；A4、隔离电路；A5、高压陡脉冲系统；B1、显示波形模块；B2、识别R波模块。
具体实施方式
需要说明的是，在不冲突的情况下，本发明创造中的实施例及实施例中的特征可以相互组合。
在本发明创造的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明创造和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明创造的限制。此外，术语“第一”、“第二”等仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”等的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个该特征。在本发明创造的描述中，除非另有说明，“多个”的含义是两个或两个以上。
在本发明创造的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以通过具体情况理解上述术语在本发明创造中的具体含义。
下面将参考附图并结合实施例来详细说明本发明创造。
如图1所示，一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，包括心电同步设备A2、隔离电路A4和高压陡脉冲系统A5。心电同步设备A2用来采样和处理，心电同步设备A2包括显示波形模块B1和识别R波模块B2。显示波形模块B1用于实时显示人体心电波形并提示用户脉冲输出状态，在识别R波模块B2自动识别出心电R波后，在50ms-200ms的时间内(时间可调)输出脉冲信号。心电同步设备A2输出脉冲给隔离电路A4，隔离后的信号从隔离电路A4传给高压陡脉冲系统A5。采集心电信号用专用的前端模拟放大器U7，放大器U7的型号为AD8232，模拟放大器用于监测和放大人体心电信号A1。心电同步设备A2采用微型单片机U10作为控制单元进行数据处理和控制，实现R波检测、精确延时和脉冲输出，单片机U10的型号为STM32F103RCT6。在心电信号采集方面，采用标准肢体导联Ⅰ型，三个电极分别接到人体的左上肢，右上肢，和右下肢或贴于胸骨左右缘。
心电同步设备A2的工作方式示意图见图2，未检测到R波信号时，信号输出端保持为低电平状态。在检测到心电R波后，延迟50-200ms释放脉冲信号，脉冲信号宽度可设置为3ms-20ms之间，之后恢复低电平状态，下次R波到来时重复这一过程。
如图3所示，高压陡脉冲系统A5的工作流程，高压陡脉冲系统A5在设置完治疗计划后，启动放电过程，进入等待状态，开始检测心电同步设备A2输出端信号，当检测到脉冲信号上升沿时，即释放一组脉冲，之后再次进入等待状态，等待下次脉冲来临，释放下一组脉冲，重复这一过程直至设定的组数全部完成。
隔离电路A4是为了防止高压陡脉冲系统A5对心电同步设备A2的影响，在心电同步设备A2输出端添加隔离电路A4，其采用光耦方式隔离，主要电路图见图4所示，图4即为图1中心电同步设备A2输出的脉冲经隔离电路A4的处理过程。右侧PhotoIn3为信号输入端，EVCC5和EGND为输入端电源，DVCC5和GND为输出端电源，二者相互独立，即信号仅依靠光耦OP22来传导，UA6F和UB2F为型号为74HC14的施密特触发器，施密特触发器用于稳定信号防止震荡的模拟信号对输出的影响。PHIN3为光电隔离后的信号输出端，此信号输入到高压陡脉冲系统A5的控制单元，做进一步处理。
从心电同步设备A2出来的信号与第一施密特触发器UA6F的第十二引脚连接，第一施密特触发器UA6F的第十三引脚与光耦OP22的第四引脚连接，光耦OP22的第四引脚与第八十五电阻R85的一端连接，第八十五电阻R85的另一端与电源DVCC5连接，光耦OP22的第三引脚接地。光耦OP22的第一引脚与第二引脚之间连接第一电容CA25，第一电容CA25与光耦OP22的第一引脚的连接节点与第八十八电阻R88的一端连接，第八十八电阻R88的另一端与第二施密特触发器UB2F的第十二引脚连接，第二施密特触发器UB2F的第十三引脚与第二电容CA26的一端连接。第一电容CA25与光耦OP22的第二引脚的连接节点与第二电容CA26的另一端连接后接地。第二施密特触发器UB2F的第十三引脚与第二电容CA26的连接节点与高压陡脉冲系统A5的输入端连接。第二施密特触发器UB2F的第十三引脚与第二电容CA26的连接节点还与第八十六电阻R86的一端连接，第八十六电阻R86的另一端与电源EVCC5连接。
当同步输出端为低电平时，即PhotoIn3为低电平状态，此时光耦OP22未导通，PHIN3状态为低电平；当同步输出端为高电平时，即PhotoIn3为高电平状态，此时光耦OP22导通，PHIN3状态为高电平状态。即实现同步输出端信号光电隔离功能。
如图5所示为放大器U7的电路图，放大器U7的第二引脚与第二十八电阻R28的一端连接，放大器U7的第三引脚与第二十七电阻R27的一端连接，第二十七电阻R27的另一端与第二十八电阻R28的另一端连接后与电源AVCC3.3连接。放大器U7的第二引脚还与第三十一电阻R31的一端连接，第三十一电阻R31的另一端与电极RA连接，放大器U7的第三引脚还与第三十三电阻R33的一端连接，第三十三电阻R33的另一端与电极LA连接。电极RA和电极LA分别连接人体的左手、右手。第二十七电阻R27和第二十八电阻R28为上拉电阻，第三十一电阻R31和第三十三电阻R33为偏置电阻。放大器U7的引脚四与第四十四电容C44的一端连接，第四十四电容C44的另一端与放大器U7的引脚五连接后与第三十四电阻R34的一端连接，第三十四电阻R34的另一端接电极RLD，电极RLD连接人体右下肢(在外界干扰较小时，也可直接与左手或右手连接)。
如图5所示，放大器U7的第一引脚与第四十三电容C43的一端连接，第四十三电容C43的另一端与放大器U7的第二十引脚连接后与第二十四电阻R24的一端连接，第二十四电阻R24的另一端与第二十二电阻R22的一端连接。放大器U7的第十九引脚与第二十五电阻R25的一端连接，第二十五电阻R25的另一端与第二十四电阻R24与第二十二电阻R22的连接节点连接。放大器U7的第十八引脚与放大器U7的第十七引脚之间连接有第二十六电阻R26，放大器U7的第十八引脚与放大器U7的第十六引脚之间并联有第二十三电阻R23和第四十二电容C42，放大器U7的第十六引脚接地。放大器U7的第十七引脚接电源AVCC3.3，放大器U7的第十七引脚与第二十六电阻R26的连接节点与第四十一电容C41的一端连接，第四十一电容C41的另一端接地。第四十三电容C43、第二十四电阻R24、第二十五电阻R25、第二十二电阻R22构成高通滤波电路，用于滤除低频信号干扰。第二十六电阻R26、第二十三电阻R23、第四十二电容C42、第四十一电容C41构成稳压和电压取样电路，为放大器U7提供电源和参考电压。
如图5所示，放大器U7的第十五、十四、十三、十二、十一引脚为控制端口，用于设定不同的工作模式。放大器U7的第十五引脚经第二十九电阻R29接电源高电平电源DVCC3.3，第二十九电阻R29与电源DVCC3.3的连接节点与第三十电阻R30的一端连接，上拉电阻第三十电阻R30的另一端接第二预留接口J2的第一引脚。第二预留接口J2用于灵活控制放大器U7的第十四引脚状态。放大器U7的的第十四引脚与第二预留接口J2的第二引脚连接。第二预留接口J2的第三引脚经下拉电阻第三十二电阻R32接地。放大器U7的第十三、十二、十一引脚分别接单片机U10的GPIO20、GPIO21、GPIO22引脚。
如图5所示，放大器U7的第九引脚与第十引脚连接后与单片机U10连接，放大器U7的第十引脚与第三十八电阻R38的一端连接，第三十八电阻R38的另一端与放大器U7的第八引脚连接后与第三十七电阻R37的一端连接，第三十七电阻R37的另一端与第四十六电容C46的一端连接后与放大器U7的第六引脚连接，第四十六电容C46的另一端与放大器U7的另一端连接。放大器U7的第六引脚与第三十七电阻R37的连接节点与第三十六电阻R36的一端连接，放大器U7的第十引脚与第三十八电阻R38的连接节点与第四十七电容C47的一端连接，第四十七电容C47的另一端与第三十六电阻R36的另一端连接后与第三十五电阻R35的一端连接。第三十五电阻R35的另一端与上部的IOUT标号端连接。放大器U7的第六引脚与第四十五电容C45的一端连接，第四十五电容C45的另一端与上部的SW标号端连接。第三十五电阻R35,第三十六电阻R36,第四十六电容C46,第四十七电容C47构成低通滤波器，用于滤除高频干扰。第三十七电阻R37,第三十八电阻R38为放大倍数控制端，用于控制放大器的放大倍数，同时用于可配合低通高通滤波器协调波形效果。
单片机U10的外围电路图如图6所示，第六十七电容C67、第六十九电容C69、第二晶振Y2、第六十五电阻R65构成晶振电路。单片机U10的第五引脚与第六引脚之间并联设置第六十五电阻R65和第二晶振Y2，第二晶振Y2的两端分别与经第六十七电容C67、第六十九电容C69接地。第六十七电阻R67、第七十电容C70、第七十一电容C71构成供电电路为芯片提供电源。单片机U10的第十二引脚与第十三引脚之间并联第七十电容C70和第七十一电容C71。第七十电容C70与单片机U10的第十二引脚连接的节点接地，其另外一端经第六十七电阻R67接电源VCC3.3。
如图6所示，第七十三电容C73、第七十四电容C74起滤波作用。单片机U10的第十八引脚与第十九引脚之间连接第七十三电容C73，单片机U10的第三十一引脚与第三十二引脚之间连接第七十四电容C74。单片机U10的第二十三引脚为信号输出端，连接光电隔离电路的PhotoIn3输入端。
单片机U10的第二十六引脚(即ADCA2引脚)连接放大器U7的第九引脚与第十引脚的连接节点，用于采样心电信号。第六十八电容C68、第七十二电容C72为滤波作用，单片机U10的第六十三引脚与第六十四引脚之间连接第六十八电容C68，单片机U10的第四十八引脚与第四十七引脚之间连接第七十二电容C72。单片机U10的第四十三引脚与第四十二引脚分别接显示模块LCD，显示模块LCD采用串口方式与单片机U10通讯。单片机U10的第五十五、五十四、五十三引脚分别接放大器U7的第十三、十二、十一引脚。
单片机U10的第七引脚与第六十六电容C66与第一复位键KEY1的第一引脚的连接节点连接，第六十六电容C66与第一复位键KEY1的第一引脚的连接节点还经第六十三电阻R63与电源VCC3.3连接，第六十六电容C66的另一端与第一复位键KEY1的第二引脚连接后接地。
以上所述仅为本发明创造的较佳实施例而已，并不用以限制本发明创造，凡在本发明创造的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明创造的保护范围之内。
Claims (10)
1.一种用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：包括心电同步设备(A2)、隔离电路(A4)和高压陡脉冲系统(A5)，心电同步设备(A2)包括显示波形模块(B1)和识别R波模块(B2)，显示波形模块(B1)用于实时显示人体心电波形并提示用户脉冲输出状态，在识别R波模块(B2)自动识别出心电R波后输出脉冲信号给隔离电路(A4)，隔离电路(A4)将信号隔离后输出给高压陡脉冲系统(A5)。
2.根据权利要求1所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：识别R波模块(B2)自动识别出心电R波后在50ms-200ms的时间内输出脉冲。
3.根据权利要求1所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：心电同步设备(A2)包括用于采集心电信号的前端模拟放大器(U7)和作为控制单元进行数据处理和控制的微型单片机(U10)。
4.根据权利要求3所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：放大器(U7)分别连接有高通滤波电路、低通滤波电路、稳压和电压取样电路。
5.根据权利要求4所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：放大器(U7)的型号为AD8232，放大器(U7)的第二引脚与第二十八电阻(R28)的一端连接，放大器(U7)的第三引脚与第二十七电阻(R27)的一端连接，第二十七电阻(R27)的另一端与第二十八电阻(R28)的另一端连接后与电源连接，放大器(U7)的第二引脚还与第三十一电阻(R31)的一端连接，第三十一电阻(R31)的另一端与电极(RA)连接，放大器(U7)的第三引脚还与第三十三电阻(R33)的一端连接，第三十三电阻(R33)的另一端与电极(LA)连接；
放大器(U7)的第四引脚与第四十四电容(C44)的一端连接，第四十四电容(C44)的另一端与放大器(U7)的第五引脚连接后与第三十四电阻(R34)的一端连接，第三十四电阻(R34)的另一端接电极(RLD)；
放大器(U7)的第一引脚与第四十三电容(C43)的一端连接，第四十三电容(C43)的另一端与放大器(U7)的第二十引脚连接后与第二十四电阻(R24)的一端连接，第二十四电阻(R24)的另一端与第二十二电阻(R22)的一端连接，放大器(U7)的第十九引脚与第二十五电阻(R25)的一端连接，第二十五电阻(R25)的另一端与第二十四电阻(R24)与第二十二电阻(R22)的连接节点连接，放大器(U7)的第十八引脚与放大器(U7)的第十七引脚之间连接有第二十六电阻(R26)，放大器(U7)的第十八引脚与放大器(U7)的第十六引脚之间并联有第二十三电阻(R23)和第四十二电容(C42)，放大器(U7)的第十六引脚接地，放大器(U7)的第十七引脚接电源，放大器(U7)的第十七引脚与第二十六电阻(R26)的连接节点与第四十一电容(C41)的一端连接，第四十一电容(C41)的另一端接地，第四十三电容(C43)、第二十四电阻(R24)、第二十五电阻(R25)、第二十二电阻(R22)构成高通滤波电路，第二十六电阻(R26)、第二十三电阻(R23)、第四十二电容(C42)、第四十一电容(C41)构成稳压和电压取样电路；
放大器(U7)的第九引脚与第十引脚连接后与单片机(U10)连接，放大器(U7)的第十引脚与第三十八电阻(R38)的一端连接，第三十八电阻(R38)的另一端与放大器(U7)的第八引脚连接后与第三十七电阻(R37)的一端连接，第三十七电阻(R37)的另一端与第四十六电容(C46)的一端连接后与放大器(U7)的第六引脚连接，第四十六电容(C46)的另一端与放大器(U7)的另一端连接，放大器(U7)的第六引脚与第三十七电阻(R37)的连接节点与第三十六电阻(R36)的一端连接，放大器(U7)的第十引脚与第三十八电阻(R38)的连接节点与第四十七电容(C47)的一端连接，第四十七电容(C47)的另一端与第三十六电阻(R36)的另一端连接后与第三十五电阻(R35)的一端连接，第三十五电阻(R35)的另一端与单片机(U10)连接，放大器(U7)的第六引脚与第四十五电容(C45)的一端连接，第四十五电容(C45)的另一端与单片机(U10)连接，第三十五电阻(R35)、第三十六电阻(R36)、第四十六电容(C46)、第四十七电容(C47)构成低通滤波电路，第三十七电阻(R37)、第三十八电阻(R38)为放大倍数控制端，用于控制放大器的放大倍数，同时用于配合低通高通滤波电路协调波形效果。
6.根据权利要求3所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：单片机(U10)的型号为STM32F103RCT6。
7.根据权利要求6所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：单片机(U10)的第五引脚与第六引脚之间并联设置第六十五电阻(R65)和第二晶振(Y2)，第二晶振(Y2)的两端分别经第六十七电容(C67)、第六十九电容(C69)接地，单片机(U10)的第十二引脚与第十三引脚之间并联第七十电容(C70)和第七十一电容(C71)，第七十电容(C70)与单片机(U10)的第十二引脚连接的节点接地，第七十电容(C70)另外一端经第六十七电阻(R67)接电源；
单片机(U10)的第十八引脚与第十九引脚之间连接第七十三电容(C73)，单片机(U10)的第三十一引脚与第三十二引脚之间连接第七十四电容(C74)，单片机(U10)的第二十三引脚为信号输出端连接隔离电路(A4)的输入端；
单片机(U10)的第二十六引脚连接放大器(U7)的第九引脚与第十引脚的连接节点，用于采样心电信号，单片机(U10)的第六十三引脚与第六十四引脚之间连接第六十八电容(C68)，单片机(U10)的第四十八引脚与第四十七引脚之间连接第七十二电容(C72)，单片机(U10)的第四十三引脚与第四十二引脚分别接显示模块(LCD)，显示模块(LCD)采用串口方式与单片机(U10)通讯，单片机(U10)的第五十五、五十四、五十三引脚分别接放大器(U7)。
8.根据权利要求1所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：心电同步设备(A2)的信号采集采用标准肢体导联Ⅰ型，采集心电信号的三个电极分别接到人体的左上肢、右上肢、右下肢或左上肢、右上肢、胸骨左右缘。
9.根据权利要求1所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：心电同步设备(A2)输出的脉冲信号宽度为3ms-20ms之间。
10.根据权利要求1所述的用于高压陡脉冲消融的心电同步系统，其特征在于：隔离电路(A4)包括光耦(OP22)，从心电同步设备(A2)出来的信号与第一施密特触发器(UA6F)的第十二引脚连接，第一施密特触发器(UA6F)的第十三引脚与光耦(OP22)的第四引脚连接，光耦(OP22)的第四引脚与第八十五电阻(R85)的一端连接，第八十五电阻(R85)的另一端与电源(DVCC5)连接，光耦(OP22)的第三引脚接地，光耦(OP22)的第一引脚与第二引脚之间连接第一电容(CA25)，第一电容(CA25)与光耦(OP22)的第一引脚的连接节点与第八十八电阻(R88)的一端连接，第八十八电阻(R88)的另一端与第二施密特触发器(UB2F)的第十二引脚连接，第二施密特触发器(UB2F)的第十三引脚与第二电容(CA26)的一端连接，第一电容(CA25)与光耦(OP22)的第二引脚的连接节点与第二电容(CA26)的另一端连接后接地，第二施密特触发器(UB2F)的第十三引脚与第二电容(CA26)的连接节点与高压陡脉冲系统(A5)的输入端连接，第二施密特触发器(UB2F)的第十三引脚与第二电容(CA26)的连接节点还与第八十六电阻(R86)的一端连接，第八十六电阻(R86)的另一端与电源(EVCC5)连接。
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