專利名稱：超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型涉及一種醫(yī)療器械，特別涉及一種超小型的房顫?rùn)z測(cè)裝置。
背景技術(shù)：
房顫是臨床常見的心律失常，發(fā)病率隨年齡增長(zhǎng)呈遞增趨勢(shì)，60歲以前為0. 5%， 65歲以上超過5%，80歲以上超過10%。房顫發(fā)作時(shí)有效心房收縮喪失，心室率快而不規(guī)則，導(dǎo)致心輸出量降低，心房?jī)?nèi)血液淤滯，促進(jìn)血栓形成，引起中風(fēng)，危及生命。據(jù)統(tǒng)計(jì)，心律失常住院的患者中，房顫患者約占1/3。因此，房顫的檢測(cè)及療效評(píng)估成為重要課題。尤其是對(duì)一些陣發(fā)性房顫，用動(dòng)態(tài)心電圖機(jī)(Holter)才能檢測(cè)到，而Holter因攜帶者活動(dòng)引入干擾，這種干擾可能淹沒微弱的房顫特征波波，導(dǎo)致誤診。而QRS波峰值明顯，不易受干擾，因此人們研究利用R-R間期檢測(cè)房顫。然而僅靠R-R間期檢測(cè)房顫難度很大。已有的方法有的計(jì)算量大，需R-R間期多，對(duì)于發(fā)作時(shí)間短的房顫造成漏檢，且算法響應(yīng)速度慢， 有的檢測(cè)房顫準(zhǔn)確率不高。鑒于房顫R-R間期的復(fù)雜性及現(xiàn)有檢測(cè)方法的不足，盡管已經(jīng)研發(fā)出各類的房顫?rùn)z測(cè)裝置，但在實(shí)際應(yīng)用中，由于設(shè)備較大，攜帶不便，所以小型化、低功耗是房顫?rùn)z測(cè)裝置的發(fā)展方向。

實(shí)用新型內(nèi)容本實(shí)用新型所要解決的技術(shù)問題是，克服現(xiàn)有技術(shù)的不足，提供一種超小型房顫?rùn)z測(cè)置，其具有體積小、功耗低、攜帶方便的優(yōu)點(diǎn)，以便實(shí)現(xiàn)對(duì)患者房顫的實(shí)時(shí)監(jiān)控。本實(shí)用新型解決其技術(shù)問題的技術(shù)方案為一種超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其包括能夠貼在人體胸廓表面的有源心電電極、能夠與所述有源心電電極通信的處理裝置以及用于通知的聲光報(bào)警裝置，其中，所述有源心電電極包括用于測(cè)量心電信號(hào)的心電傳感器；與所述心電傳感器連接且用于對(duì)所述心電信號(hào)進(jìn)行差分的放大器；與所述放大器連接且用于濾除直流、高頻干擾與工頻信號(hào)的濾波器；連接在所述濾波器輸出端且用于將濾波后的信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換以獲得數(shù)字心電信號(hào)的模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊；與所述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊連接且用于發(fā)送所述數(shù)字心電信號(hào)的發(fā)送接口電路；和用于向所述心電傳感器、放大器、濾波器、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊和發(fā)送接口電路供電的第一供電電路；所述處理裝置包括用于接收所述發(fā)送接口電路發(fā)送的所述數(shù)字心電信號(hào)的接收接口電路；用于提供消除心電干擾所需的參考信號(hào)的參考心電模塊；同時(shí)與所述參考心電模塊和所述接收接口電路連接且用于消除接入的數(shù)字心電信號(hào)中干擾成分的房顫?rùn)z測(cè)模塊；[0017]與所述房顫?rùn)z測(cè)模塊連接且用于實(shí)時(shí)顯示消除了干擾的數(shù)字心電信號(hào)的顯示模塊；和用于向所述接收接口電路、房顫?rùn)z測(cè)模塊和顯示模塊供電的第二供電電路；所述聲光報(bào)警模塊包括聲報(bào)警裝置；和光報(bào)警裝置。本實(shí)用新型所述的超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其濾波器包括與所述心電傳感器輸出端連接且用于濾除直流和高頻干擾的帶通濾波器以及連接于該帶通濾波器輸出端且用于濾除工頻信號(hào)的陷波濾波器；所述處理裝置還包括有與所述房顫?rùn)z測(cè)模塊連接且用于存儲(chǔ)消除了干擾的數(shù)字心電信號(hào)的存儲(chǔ)模塊，該存儲(chǔ)模塊包括SD卡；所述發(fā)送接口電路和接收接口電路采用屏蔽電纜連接；所述房顫?rùn)z測(cè)模塊采用BlaCkfinBF533芯片。本實(shí)用新型的有益效果在于所述超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置采用低功耗小型化的電路結(jié)構(gòu)，其功能強(qiáng)、功耗低、可靠性高，整個(gè)系統(tǒng)體積小巧，實(shí)現(xiàn)了便攜式要求，能夠完成心電采集、處理、自動(dòng)檢測(cè)和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)，還能實(shí)現(xiàn)房顫的實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)，有利于房顫?rùn)z測(cè)走入家庭。

圖1為本實(shí)用新型的結(jié)構(gòu)示意圖。圖2為本實(shí)用新型的帶通濾波器電路圖。圖3為本實(shí)用新型的陷波濾波器電路圖。圖4為本實(shí)用新型的房顫?rùn)z測(cè)模塊的芯片示意圖。圖5為本實(shí)用新型的聲光報(bào)警模塊電路圖。
具體實(shí)施方式
現(xiàn)結(jié)合具體實(shí)施例和附圖對(duì)本實(shí)用新型作進(jìn)一步說明。請(qǐng)參閱圖1本實(shí)用新型的示意圖。圖示超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置包括有源心電電極、 能夠與所述有源心電電極通信的處理裝置以及用于告警通知的聲光報(bào)警裝置。所述有源心電電極能夠貼在人體表面，通?？膳宕髟诨颊叩男夭炕虮巢?，其包括心電傳感器、放大器、濾波器、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、發(fā)送接口電路和第一供電電路。所述心電傳感器用于測(cè)量采集患者的心電信號(hào)，由于心電是微弱的電信號(hào)，所以必須對(duì)所述心電傳感器采集到的心電信號(hào)進(jìn)行放大。所述放大器連接在所述心電傳感器的輸出端，用于對(duì)心電傳感器采集到的心電信號(hào)進(jìn)行差分采樣，本實(shí)施例中，采樣率為250，采樣分辨率為12Bits， 帶寬為25-lOOHz，放大級(jí)采用0P^32，初級(jí)放大倍數(shù)為20倍。所述濾波器連接在放大器的輸出端，用于濾除直流、高頻干擾與工頻信號(hào)。該濾波器包括帶通濾波器和陷波濾波器，兩者連接的先后順序不限，也就是說可以先由帶通濾波器濾除直流和高頻，再由陷波濾波器濾除工頻；也可先由陷波濾波器濾除50Hz工頻后再進(jìn)行帶通濾波。所述帶通濾波器與所述心電傳感器輸出端連接且用于濾除直流和高頻干擾，其電路如圖2所示。該帶通濾波器采用無限增益多路反饋型濾波電路，它是由一個(gè)理論上具有無限增益運(yùn)算放大器賦以多路反饋構(gòu)成的濾波電路。由單一運(yùn)算放大器構(gòu)成的無限增益多路反饋二階帶通濾波電路的基本結(jié)構(gòu)。無限增益多路反饋型濾波電路由于沒有正反饋，故穩(wěn)定性高。放大器采用TI公司的LM324，四運(yùn)放的一路。所述帶通濾波器的相關(guān)參數(shù)為 通帶增益H。=- 、錯(cuò)誤！未找到引用源<
中心頻率錯(cuò)誤！未找到引用源 、
品質(zhì)因素錯(cuò)誤！未找到引用源。所述陷波濾波器連接于該帶通濾波器輸出端且用于濾除工頻信號(hào)，其電路如圖3 所示。該電路是帶雙T網(wǎng)絡(luò)的有源濾波器，其傳遞函數(shù)與以往雙T型陷波器不同的是，該電路引入放大器A2形成正反饋，以減小阻帶寬度，使得阻帶中心頻率附近兩邊的幅值增大。品質(zhì)因數(shù)Q可以通過變阻器Rw來調(diào)節(jié)。R和 C的值可由中心頻率f0確定。當(dāng) f0 = 50Hz 時(shí)，C 和 R 分別取 0. 068 μ F 和 47k Ω ；f0 = IOOHz 時(shí)，C 和 R 分別取 0. 068 μ F 禾口 24k Ω。所述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊連接在所述濾波器的輸出端，用于將濾波后的信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換以獲得數(shù)字化心電信號(hào)。該模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊可采用TI公司的超低功耗MSP430-1471來實(shí)現(xiàn)，該芯片具有一個(gè)12位A/D，可以直接實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的數(shù)字化處理。所述發(fā)送接口電路用于發(fā)送所述數(shù)字心電信號(hào)，其與所述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊連接，可采用MSP430-1471的RS232接口。所述第一供電電路用于向所述心電傳感器、放大器、濾波器、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊和發(fā)送接口電路供電，其可采用電池供電。所述處理裝置包括接收接口電路、參考心電模塊、房顫?rùn)z測(cè)模塊、顯示模塊、存儲(chǔ)模塊和第二供電電路。所述接收接口電路用于接收所述發(fā)送接口電路發(fā)送的數(shù)字心電信號(hào)，該發(fā)送接口電路和接收接口電路采用屏蔽電纜連接。所述參考心電模塊用于提供消除心電干擾所需的參考信號(hào)。所述房顫?rùn)z測(cè)模塊同時(shí)與所述參考心電模塊和所述接收接口電路連接，其用于消除接入的數(shù)字心電信號(hào)中的干擾成分，其根據(jù)自適應(yīng)算法將所述接收接口電路接收的數(shù)字心電信號(hào)和所述參考心電模塊所接入的參考心音信號(hào)予以處理， 以消除所述數(shù)字心電信號(hào)中的干擾成分。請(qǐng)參閱圖4，該房顫?rùn)z測(cè)模塊采用ADI公司的 BlackfinBF533芯片，該芯片具有強(qiáng)大的數(shù)據(jù)處理功能，可以輕松完成自適應(yīng)心電噪聲消除算法等復(fù)雜計(jì)算，如圖4所示，接收接口電路接收到的數(shù)字心電信號(hào)送入Blackf inBF533芯片的主輸入端，而由參考心電模塊接入的參考心音信號(hào)送入BlaCkfinBF533芯片的參考輸入端。由于初始心電信號(hào)由胸部表面皮膚采集，該初始心電信號(hào)混有肌電信號(hào)等很多干擾， 心電信號(hào)和干擾之間的頻譜有很大范圍的重疊，使用普通濾波方法不能有效地將它消除。 因此，BlackfinBF533芯片采用MLMS算法濾除心電干擾成分，即若采集的心電信號(hào)為[0044]dj = bj+hj ‘ +n/(1)其中，…為信號(hào)中心電成分的采集值；h/為通過體壁傳來的心電成分；n/為主輸入端的隨機(jī)噪聲。而參考輸入端接入的心電信號(hào)是從心尖部位采集的，為Xj = hj+rij(2)其中，~為心電參考信號(hào)采集值％為參考信號(hào)中的噪聲。如果npn/和…為互不相關(guān)的，且它們與、，h/也不相關(guān)，由此可得到自適應(yīng)消噪聲器的基本方程為e」=dj-yj(3)確定&的方程由采用的自適應(yīng)算法而定。采用MLMS算法，其遞推方程為ej = CIj-Wj^1tXj(4)Gj = 2 μ / [1+2 μ XjtXj](5)和Wj = ffj^+GjejXj(6)式中^為j時(shí)刻的自適應(yīng)權(quán)矢量。設(shè)它為ρ階矢量，設(shè)Wj = [WJOJWJI,......,WJJP-JT而Xj為自適應(yīng)濾波器的輸入信號(hào)矢量，為=Xj = [Xj, Xjm,......，Xmp-D]^在所述房顫?rùn)z測(cè)模塊中，心電信號(hào)濾除了干擾之后，提取心電信號(hào)的R-R間期，采用概率密度函數(shù)法，根據(jù)R-R間期相空間重構(gòu)后兩點(diǎn)間距離的概率密度函數(shù)曲線形狀并提取特征參數(shù)kn，利用特征參數(shù)kn可精確檢測(cè)房顫。所述顯示模塊與所述房顫?rùn)z測(cè)模塊連接，用于實(shí)時(shí)顯示消除了干擾的數(shù)字心電信號(hào)以便進(jìn)行心電監(jiān)測(cè)。所述存儲(chǔ)模塊與所述房顫?rùn)z測(cè)模塊連接，其用于存儲(chǔ)消除了干擾的數(shù)字心電信號(hào)，該存儲(chǔ)模塊包括能夠存儲(chǔ)信息的SD卡。所述第二供電電路用于向所述接收接口電路、房顫?rùn)z測(cè)模塊和顯示模塊供電，其可采用電池供電，由于BlaCkfinBF533芯片等采用3. 3V的電壓，而兩節(jié)AA電池提供的電壓為2. 4V，所以供電電路設(shè)置了升壓電路，例如， 采用凌特公司的Mc34063，輸出電壓為3.3V。為簡(jiǎn)化圖示，圖1中所示的第二供電電路與各部件的連線未示出。所述聲光報(bào)警模塊包括聲報(bào)警裝置和光報(bào)警裝置，其電路見圖5所示。此外，所述處理裝置還設(shè)置有用于供用戶操作的心電監(jiān)控按鍵以及與該心電監(jiān)控按鍵連接且根據(jù)按鍵信號(hào)將濾除了干擾成分的心電信號(hào)或由所述接收接口電路接入的心電信號(hào)提供給所述顯示模塊的切換模塊等。綜上所述，本實(shí)用新型所述超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置采用低功耗小型化的電路處理心電數(shù)據(jù)，其電路功能強(qiáng)、功耗低、可靠性高，并采用概率密度函數(shù)法，根據(jù)R-R間期相空間重構(gòu)后兩點(diǎn)間距離的概率密度函數(shù)曲線形狀并提取特征參數(shù)1^，利用特征參數(shù)1^可精確檢測(cè)房顫。整個(gè)系統(tǒng)體積非常小巧，實(shí)現(xiàn)了便攜的要求，能夠完成心電采集、處理、房顫的自動(dòng)檢測(cè)、數(shù)據(jù)存儲(chǔ)，以及實(shí)現(xiàn)房顫的實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)。上述實(shí)施例僅列示性說明本實(shí)用新型的結(jié)構(gòu)，而非用于限制本實(shí)用新型。任何熟悉此項(xiàng)技術(shù)的人員均可在不違背本實(shí)用新型的精神及范圍下，對(duì)上述實(shí)施例進(jìn)行修改。因此，本實(shí)用新型要求的權(quán)利保護(hù)范圍，應(yīng)如權(quán)利要求書所列。
權(quán)利要求1.一種超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其特征在于所述房顫?rùn)z測(cè)裝置包括能夠貼在人體胸廓表面的有源心電電極、能夠與所述有源心電電極通信的處理裝置以及用于通知的聲光報(bào)警裝置，其中，所述有源心電電極包括 用于測(cè)量心電信號(hào)的心電傳感器；與所述心電傳感器連接且用于對(duì)所述心電信號(hào)進(jìn)行差分的放大器； 與所述放大器連接且用于濾除直流、高頻干擾與工頻信號(hào)的濾波器； 連接在所述濾波器輸出端且用于將濾波后的信號(hào)進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換以獲得數(shù)字心電信號(hào)的模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊；與所述模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊連接且用于發(fā)送所述數(shù)字心電信號(hào)的發(fā)送接口電路；和用于向所述心電傳感器、放大器、濾波器、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊和發(fā)送接口電路供電的第一供電電路；所述處理裝置包括用于接收所述發(fā)送接口電路發(fā)送的所述數(shù)字心電信號(hào)的接收接口電路； 用于提供消除心電干擾所需的參考信號(hào)的參考心電模塊；同時(shí)與所述參考心電模塊和所述接收接口電路連接且用于消除接入的數(shù)字心電信號(hào)中干擾成分的房顫?rùn)z測(cè)模塊；與所述房顫?rùn)z測(cè)模塊連接且用于實(shí)時(shí)顯示消除了干擾的數(shù)字心電信號(hào)的顯示模塊；和用于向所述接收接口電路、房顫?rùn)z測(cè)模塊和顯示模塊供電的第二供電電路； 所述聲光報(bào)警模塊包括 聲報(bào)警裝置；和光報(bào)警裝置。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其特征在于所述濾波器包括與所述心電傳感器輸出端連接且用于濾除直流和高頻干擾的帶通濾波器以及連接于該帶通濾波器輸出端且用于濾除工頻信號(hào)的陷波濾波器。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其特征在于所述處理裝置還包括有與所述房顫?rùn)z測(cè)模塊連接且用于存儲(chǔ)消除了干擾的數(shù)字心電信號(hào)的存儲(chǔ)模塊。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其特征在于所述存儲(chǔ)模塊包括SD卡。
5.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其特征在于所述發(fā)送接口電路和接收接口電路采用屏蔽電纜連接。
6.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其特征在于所述房顫?rùn)z測(cè)模塊采用 Blackf inBF533 芯片。
專利摘要一種超小型房顫?rùn)z測(cè)裝置，其包括能夠貼在人體胸廓表面的有源心電電極、能夠與所述有源心電電極通信的處理裝置以及用于通知的聲光報(bào)警裝置，所述有源心電電極包括心電傳感器、放大器、濾波器、模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、發(fā)送接口電路和第一供電電路；所述處理裝置包括接收接口電路、參考心電模塊、房顫?rùn)z測(cè)模塊、顯示模塊和第二供電電路；所述聲光報(bào)警模塊包括聲報(bào)警裝置和光報(bào)警裝置。本實(shí)用新型功耗低、可靠性高、體積小，能夠完成心電采集、處理、自動(dòng)檢測(cè)和數(shù)據(jù)存儲(chǔ)以及實(shí)現(xiàn)房顫的實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)，可用于房顫的快速精確檢測(cè)及房顫治療后療效的評(píng)估。
文檔編號(hào)A61B5/0402GK202179534SQ201120245849
公開日2012年4月4日 申請(qǐng)日期2011年7月13日 優(yōu)先權(quán)日2011年7月13日
發(fā)明者陸宏偉 申請(qǐng)人:上海理工大學(xué)