CN1923312B

CN1923312B - 滤除起搏信号的心电处理电路及其方法

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Publication number: CN1923312B
Application number: CN2005100370298A
Authority: CN
Inventors: 孙瑜; 伍晓宇
Original assignee: Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Current assignee: Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Priority date: 2005-09-02
Filing date: 2005-09-02
Publication date: 2010-09-29
Anticipated expiration: 2025-09-02
Also published as: CN1923312A

Abstract

一种滤除起搏信号的心电处理电路及其方法，用于心电测试或监护设备，所述心电处理电路包括串联连接的缓冲电路、放大电路，以及一输出送往后端处理部分的高通滤波电路；尤其是，还包括一包括微分电路的起搏脉冲检测电路，输出送往选通开关的控制信号，所述微分电路接收来自所述缓冲电路的信号，并根据该信号脉冲不同的升降斜率产生不同的输出电压；在起搏脉冲有效期间，所述选通开关输入输出端的连接，或者阻止所述采集信号送往所述高通滤波电路；或者将所述流经放大电路或高通滤波电路的所述采集信号旁通到地。采用本发明，心电测试或监护设备可以以较低成本来实现完全消除起搏信号对心电信号测量的影响，并降低设备软硬件复杂度。

Description

滤除起搏信号的心电处理电路及其方法

技术领域本发明涉及医疗诊断用的测量或监护设备，尤其涉及心电测量或监护设备中抗起搏信号干扰的方法及心电处理电路。

背景技术起搏器是用来产生周期性电脉冲的电刺激器。这些脉冲信号被加到置于心脏表面、心肌内或心腔里的电极上，从而将刺激传递到心脏，引起心脏的收缩，最终使心脏恢复自行按正常心率工作的功能。因此，所述起搏器在治疗心脏传导阻滞问题上有很大作用。

因为人体可以视为一个容积导体，所以起搏信号可以和心电信号一起被心电处理电路采集，其中较强的起搏信号将会影响心电信号的采集特征，严重时会使采集放大电路饱和，从而淹没心电信号，导致诊断出错。

为此，AAMI(美国医疗器械促进协会)标准EC13(这是一份关于心电监护仪、心率尺的标准)规定，单个起搏信号幅度范围一般为+/-2mV～+/-700mV，宽度范围为0.1mS～2mS，上升时间/下降时间为脉冲宽度的10％，但一般不大于0.1mS。如以图1的正常起搏心电信号为例，第一个脉冲代表起博信号，紧接着为心电信号中变化率较大的QRS波，正常人的该QRS波幅度为0.1mV～8mV，宽度约为40mS～120mS。根据EC13标准，所述起搏信号和QRS波信号的最小时间间隔为40mS左右。

所述心电处理电路一般带有高通滤波电路以去除极化电压和抑制基线飘移，在手术工作模式下所述高通滤波电路的下限截止频率可达到1Hz，较强的起搏信号通过滤波器后将产生很高的过冲电压，其影响程度分析如下：

设起搏信号幅度为Vp，宽度为Tp，高通滤波器时间常数为τ，则起搏信号通过滤波器后产生的过冲电压Vo为：

Vo＝(1-e^-t/τ)*Vp；

设高通滤波器截止频率为1Hz，则对应时间常数为1/2π；这样，对于700mV/2mS的起搏信号，折合到输入端将产生-8.74mV的过冲电压，不仅严重影响心电波形的基线，甚至可能使电路饱和而淹没了心电信号。因此一般需要在高通滤波电路前加起搏信号抑制电路，把起搏信号的影响降下来。

现有技术用于抑制起搏信号的手段包括交流钳位法和基于摆率的抑制法。交流钳位法电原理图如图2，是在正常RC低通滤波电路的输出端和滤波电容之间接一个双向二极管，由于心电信号幅度较小，二极管截止，所述心电信号能正常通过；较强起搏信号因为二极管导通而降低输出信号的幅度；较大的极化电压由于电容的隔直作用，也能保证不被误钳位。

摆率抑制法的电原理图如图3，包括一个反相放大电路和一个积分器。选择合适的积分器时间常数，这样，对于摆率较大的起搏信号，因积分器反馈信号的变化跟不上输入信号的变化，从而放大器饱和钳位，以一个固定幅值进行积分，在该起搏信号有效时间内只能获得一个很小的输出，实现了对起搏信号的抑制。

上述现有技术的不足之处在于：交流钳位法电路虽然简单、成本低，但由于普通小信号整流二极管的导通电压较大，一般大于0.3V，故而抑制效果并不理想。摆率抑制法虽然效果优于交流钳位法，但单个通道硬件开销较大；同时只能降低而不能完全消除起搏信号的影响，为避免残余的起搏信号引起QRS波误检，心电处理电路还需要借助复杂的起搏检测电路来通知单片机，使在起搏信号持续期间依靠软件方式来抹除信号，从而加大处理的复杂度。

发明内容本发明要解决的技术问题是针对上述现有技术的不足，而提出一种滤除起搏信号的方法和心电处理电路，用于心电测试或监护设备，可以完全消除起搏信号对心电信号测量的影响，并尽可能降低设备软硬件复杂程度。

为解决上述技术问题，本发明的基本构思为：因为心电信号和起搏信号在幅度上有重叠，但在斜率上有明显差异，心电信号的最大斜率为0.4V/s，而起搏信号的最小斜率为20V/s，因此可以设计一个微分电路来把两者区分开；再根据区分结果来控制选通开关的工作，使在起搏信号持续期间滤除起搏信号，来消除起搏信号对心电信号测量的不利影响。

作为实现本发明构思的第一技术方案是，提供一种滤除起搏信号的方法，用于心电处理电路，避免起搏信号进入该电路的后端处理部分，包括步骤：

A.人体心电采集信号经缓冲电路后分两路，一路经放大电路和高通滤波电路送往所述后端处理部分；

B.另一路送往包括微分电路的起搏脉冲检测电路，用来产生一送往选通开关的控制信号；所述微分电路根据所述采集信号中起搏脉冲与心电信号的升降斜率不同，来产生不同输出，从而所述起搏脉冲有效期间对应的所述控制信号电平，与所述起搏脉冲消停期间对应的控制信号电平相异；

C.所述选通开关的输入端连接所述高通滤波电路的输入端或输出端，该选通开关的输出端接地，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，该选通开关受控导通而将流经放大电路或高通滤波电路的所述采集信号旁通到地；或者

所述选通开关的输入端连接所述放大电路的输出端，该选通开关的输出端连接所述高通滤波电路的输入端，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，该选通开关受控关断而阻止所述采集信号送往所述高通滤波电路。

作为实现本发明构思的第二技术方案是，提供一种滤除起搏信号的心电处理电路，用于心电测试或监护设备，包括串联连接的缓冲电路、放大电路，以及一高通滤波电路，该高通滤波电路的输出送往后端处理部分；尤其是，还包括一包括微分电路的起搏脉冲检测电路，输出送往选通开关的控制信号，所述微分电路接收来自所述缓冲电路的信号，并根据来自所述缓冲电路的信号的脉冲不同的升降斜率产生不同的输出电压；或者所述放大电路的输出端连接所述高通滤波电路的输入端；所述选通开关的输入端连接所述高通滤波电路的输入端或输出端，该选通开关的输出端接地，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，所述选通开关受控导通而将所述放大电路的输出信号旁通到地；或者所述选通开关的输入端连接所述放大电路的输出端，该选通开关的输出端连接所述高通滤波电路的输入端，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，所述选通开关受控关断而阻止所述放大电路的输出信号送往所述高通滤波电路。

上述方案中，所述起搏脉冲检测电路还包括一输入端连接所述微分电路输出端的峰值保持电路，该峰值保持电路输出所述控制信号。

采用上述各技术方案，可以将针对起搏信号的检测和抑制电路结合成一个整体，从而减小硬件开销，降低软件复杂度，可以减少设备成本；同时起搏信号由于无法被送往心电处理电路后端处理部分，它的影响可以完全消除。

附图说明图1是正常起搏条件下心电处理电路接收的信号示意图

图2是交流钳位法电原理图

图3是摆率抑制法电原理图

图4是本发明心电处理电路原理框图之一

图5是本发明心电处理电路原理框图之二

图6是本发明选通开关电原理图之一

图7是本发明选通开关电原理图之二

图8是本发明选通开关控制信号产生示意图

图9是本发明微分电路电原理图

图10是运放最大峰值输出电压与工作电源关系图

图11是峰值保持电路电原理图

具体实施方式下面，结合附图所示之最佳实施例进一步阐述本发明。

图4及图5原理框图示意了用于心电测试或监护设备的本发明心电处理电路。包括串联连接的缓冲电路、放大电路，以及一输出送往后端处理部分的高通滤波电路。还包括一起搏脉冲检测电路，输出控制信号送往选通开关，在起搏脉冲有效期间，所述选通开关输入输出端的连接，可以如图5所示，串在所述放大电路与高通滤波电路之间，来阻止所述采集信号送往所述高通滤波电路；也可以如图4所示，串在所述高通滤波电路的输入端或输出端与地之间，来将所述流经放大电路的采集信号旁通到地。

用于上述心电处理电路的滤除起搏信号的方法，可以避免起搏信号进入该电路的后端处理部分，包括步骤：

C.所述选通开关输入输出端的连接，用来在起搏脉冲有效期间，或者受控关断以阻止所述采集信号送往所述高通滤波电路，或者受控导通以将所述流经放大电路或高通滤波电路的所述采集信号旁通到地。

为了避免从起搏信号输入到生成所述控制信号之间的过长电路延时而造成不能及时滤除起搏信号，本发明设计使起搏信号采样点尽可能靠近心电前端，即，设计从缓冲电路取得起搏信号，且整个检测、控制电路的延时不得超过放大电路的延时。所述缓冲电路是用来隔离人体和信号处理电路的，防止信号线和人体之间的接触阻抗影响信号检测的精度，因非本发明发明重点，其具体电路不在此赘述。下面实施例中，所述放大电路以仪表放大器为例，但不限于所述仪表放大器。

如图4所示，所述放大电路的输出端连接所述高通滤波电路的输入端；所述选通开关的输入端连接所述高通滤波电路的输入端，输出端接地，电原理图如图6。这样，起搏脉冲有效期间，所述选通开关可以受控导通而将所述采集信号旁通到地。所述选通开关的输入端也可以连接所述高通滤波电路的输出端，电原理图如图7。这里，所述高通滤波电路用电容C1代表(但不限于该形式)；所述选通开关包括一开关半导体管，可以是三极管，也可以是场效应管，图示以场效应管M1为例，所述控制信号送往该半导体管的栅极(或对三极管而言，为基极)。

如图5所示，所述选通开关的输入端连接所述放大电路的输出端，输出端连接所述高通滤波电路的输入端，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，所述选通开关受控关断而阻止所述采集信号送往所述高通滤波电路。因现有技术有多种包括开关半导体管的电路能实现该框图原理，在此不再赘述或示意。

由于起搏信号的幅度范围一般在2～700mV，和QRS波幅度有重叠，另外心电直流极化电压能达到500mV左右，因此本发明转而利用心电信号和起搏信号在脉冲斜率上的明显差异，设计合适的微分电路来把两者区分开，具体如图9所示。以运放U1为核心设计一个微分电路，接收来自所述缓冲电路的信号RA和LL(还可以利用现有技术设计其它形式的微分电路，也在本发明保护范围内)，其中R3起稳定电路的作用，R4，C2是微分电路的参数器件，所述信号RA和LL来自心电导联线中用来测量心电信号的两根信号线。则电路输出计算如下：

Uo＝-R4*C2*Kr

其中，Kr为输入信号斜率。设计(但不限于)使R4＝1MΩ，C2＝0.47uF，则对于QRS波信号，最大输出为0.47*1*0.4＝188mV；对于起搏信号，最小输出为0.47*1*20＝9.4V。若图示电路采用+/-5V供电，则对于起搏信号所述运放将输出饱和，由图10输出电压与工作电源关系曲线可知，该运放最终输出电压约为3.75V左右。

本发明方法步骤B中，所述微分电路的输出将进一步送往一个电平转换单元，以将所述微分电路的脉冲输出转换成预定时间的电平输出，从而作为控制所述选通开关导通或关断的控制信号。因此，所述起搏脉冲检测电路还包括一电平转换单元，接收所述微分电路的输出信号，并输出所述送往选通开关的控制信号。

所述电平转换单元可以如图8所示，用单片机实现，该单片机接收所述微分电路的输出信号，由软件设定预定时间。也可以如图6和图7所示，设计一个峰值保持电路替代所述单片机，用硬件方式来产生所述控制信号。

该峰值保持电路可以如(但不限于)图11所示。为保证在起搏脉冲前沿就让选通开关起作用及减少延时，本实施例以运放U2，U3和二极管D1，D2为核心构成一个双向脉冲检测电路；具有预定时间常数的、并联的电阻R7和电容C3接入在地和该双向脉冲检测电路的输出端之间。对于微分电路输出的正负向脉冲，由正常QRS波产生的幅度由于较小，为188mV左右，所述二极管D1，D2截止，故整形反相器(U4和U5串联)输出低电压信号送往如图6和图7所示的栅极，从而MOS管截止，让正常的心电信号通过；而由起搏信号产生的幅度由于较大，均可以让二极管导通(对于正向脉冲，D1导通，D2截止；对于负向脉冲，D1截止，D2导通)，由于时间常数较小，电容C3均可被迅速充电到峰值，反相器输出为正，从而MOS管导通。

当所述由起搏信号产生的微分电路输出脉冲结束后，D1，D2均截止，C3通过R7放电，C3上电压衰减到反相器低电平输入阈值前所述MOS管一直保持导通。选择合适的R7*C3时间常数，可以避免起搏信号对后端处理部分的影响。因为起搏信号宽度在0.1ms～2ms之间，可以设计所述MOS管的导通时间不得小于2ms，但若该时间太长将影响后续QRS波信号的完整性，根据起搏信号和QRS波信号时间间隔最小为40ms左右的规定，可以合理设计导通时间约为5ms。因运放输出饱和值为+/-3.75V，设二极管上压降为0.3V，则电容C3上的电压最大为3.45V左右；见下表反相器(以74HC14为例)输入低电平阈值参数表所示，

PARAMETER	TEST CONDITIONS	V<sub>CC</sub>	T<sub>A</sub>＝25℃	SN54HC14	SN74HC14	UNIT
PARAMETER	TEST CONDITIONS	V<sub>CC</sub>	T<sub>A</sub>＝25℃	SN54HC14	SN74HC14	UNIT	MIN TYP MAX	MIN MAX	MIN MAX
VT-		2V	0.3 0.6 1	0.3 1	0.3 1	V	MIN TYP MAX	MIN MAX	MIN MAX
VT-		2V	0.3 0.6 1	0.3 1	0.3 1	V	4.5V	0.9 1.5 2.45	0.9 2.45	0.9 2.45
6V	1.2 2 3.2	1.2 3.2	1.2 3.2				4.5V	0.9 1.5 2.45	0.9 2.45	0.9 2.45

可知，反相器输入低电平阈值最大约为2.45*5/4.5＝2.72V，最小约为0.9*5/4.5＝1V；则时间常数计算如下：

V_{T -} = 3.45 * e^{\frac{0.005}{R 7 * C 3}}

以最大阈值计算，R7*C3＝0.021s，对于最小阈值，所述MOS管导通时间为26mS，可以保证不影响后续QRS波的完整性。所述时间常数的范围可以为20mS～40mS，本实施例选R7为1MΩ，C3为22nF，该时间常数为0.022s。

Claims

1.一种滤除起搏信号的方法，用于心电处理电路，避免起搏信号进入该电路的后端处理部分，其特征在于，包括步骤：

2.根据权利要求1所述滤除起搏信号的方法，其特征在于：

步骤B中，所述微分电路的输出送往一个电平转换单元，以将所述微分电路的脉冲输出转换成预定时间的电平输出，从而作为控制所述选通开关导通或关断的控制信号。

3.一种滤除起搏信号的心电处理电路，用于心电测试或监护设备，包括串联连接的缓冲电路、放大电路，以及一高通滤波电路，该高通滤波电路的输出送往后端处理部分；其特征在于：

还包括一包括微分电路的起搏脉冲检测电路，输出送往选通开关的控制信号，所述微分电路接收来自所述缓冲电路的信号，并根据来自所述缓冲电路的信号的脉冲不同的升降斜率产生不同的输出电压；

或者所述放大电路的输出端连接所述高通滤波电路的输入端；所述选通开关的输入端连接所述高通滤波电路的输入端或输出端，该选通开关的输出端接地，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，所述选通开关受控导通而将所述放大电路的输出信号旁通到地；

或者所述选通开关的输入端连接所述放大电路的输出端，该选通开关的输出端连接所述高通滤波电路的输入端，以使所述起搏脉冲检测电路检测到起搏脉冲有效期间，所述选通开关受控关断而阻止所述放大电路的输出信号送往所述高通滤波电路。

4.根据权利要求3所述滤除起搏信号的心电处理电路，其特征在于：

所述起搏脉冲检测电路还包括一电平转换单元，接收所述微分电路的输出信号，并输出所述送往选通开关的控制信号，用来将所述微分电路的脉冲输出转换成预定时间的电平输出。

5.根据权利要求4所述滤除起搏信号的心电处理电路，其特征在于：

所述电平转换单元或者是单片机，由软件设定预定时间；或者是一输入端连接所述微分电路输出端的峰值保持电路，包括具有预定时间常数的、并联的电阻R7和电容C3，该峰值保持电路输出所述送往选通开关的控制信号。

6.根据权利要求5所述滤除起搏信号的心电处理电路，其特征在于：

所述峰值保持电路还包括一输入端连接所述微分电路输出端的双向脉冲检测电路，所述电阻R7和电容C3并联在地和该双向脉冲检测电路的输出端之间。

7.根据权利要求5所述滤除起搏信号的心电处理电路，其特征在于：

所述时间常数的范围为20mS～40mS。

8.根据权利要求3所述滤除起搏信号的心电处理电路，其特征在于：

所述选通开关包括一开关三极管或场效应管，所述控制信号或者送往所述三极管的基极，或者送往所述场效应管的栅极。