有源心电图导联信号电缆及心电信号传输方法与流程

本发明涉及生物测量技术领域，特别涉及一种有源心电图导联信号电缆及心电信号传输方法。

背景技术：

心脏在搏动之前，心肌首先发生兴奋，在兴奋过程中产生微弱电流，该电流经人体组织向各部分传导。由于身体各部分的组织不同，各部分与心脏间的距离不同，因此在人体体表各部位，表现出不同的电位变化，这种人体心脏内电活动所产生的表面电位与时间的关系称为心电图。心电图机则是记录这些生理电信号的仪器。

现有技术中，心电图机和人体之间通过一导联电缆连接，该导联电缆由一根或多根导线组成，主要用于将人体的心电信号传输到心电图机中，以使心电图机设备能够对人体心电信号进行测量并记录。

然而，随着各类无线电设备的应用和普及，心电图采样系统所面临的噪声环境也日益复杂，使得心电信号在通过导联电缆传输时极易受到其他电磁波的干扰，导致心电图机采集到的心电信号存在不稳定，误差较大的缺点。

技术实现要素：

基于此，本发明的目的是提出一种有源心电图导联电缆及心电信号传输方法，以解决传统的导联电缆在传输心电信号时容易受其他电磁波干扰，而使心电图机采集心电信号存在不稳定以及误差较大的问题。

本发明提出的一种有源心电图导联电缆，包括电缆主体和设于所述电缆主体上的电极模块、仪表放大器以及插接模块，其中：

所述电缆主体用于信号传输和供电；

所述电极模块设于所述电缆主体的输入端并用于感测电位以生成心电信号；

所述仪表放大器的输入端与所述电极电连接并用于接收以及增益所述心电信号；

所述插接模块包括线性光耦单元和隔离供电单元，所述线性光耦单元的输入端与所述仪表放大器的输出端电连接，所述线性光耦单元的输出端与一心电图机电连接，所述隔离供电单元分别与所述仪表放大器以及所述线性光耦单元电连接。

根据上述的有源心电图导联信号电缆，通过设置仪表放大器以增益心电信号，便于心电图机测量并记录，同时设置线性光耦单元以缩小人体和心电图机之间的感应电压差，从而消除心电信号在传输过程中受到的干扰。具体的，在电缆主体的输入端设置电极模块用以感测人体心电信号，并将生成的心电信号传输给仪表放大器，该心电信号经过仪表放大器增益处理，使得心电图机更容易采集到此心电信号，同时设置的线性光耦单元能够对心电信号进行信号隔离，从而消除人体和心电图机之间的感应电压差，以避免传输过程中心电信号受到电磁波干扰。综上，本发明提出的有源心电图导联信号电缆，通过消除导联电缆上的电磁波干扰，从而使得心电图机能够获取失真微、干扰小的心电放大信号，解决了传统技术中心电信号在传输过程中存在的不稳定、误差较大的问题。

进一步的，所述电极模块包括一对电极，两个所述电极分别通过一电压跟随器连接到所述仪表放大器的正极输入端或负极输入端，所述仪表放大器的输出端与一带通滤波器的输入端电连接，所述带通滤波器的输出端与所述线性光耦单元的输入端电连接，所述隔离供电单元分别与所述电压跟随器以及所述带通滤波器电连接。

进一步的，所述带通滤波器包括低通滤波器和高通滤波器，所述低通滤波器的一端与所述高通滤波器电连接，所述低通滤波器的另一端与所述仪表放大器或所述线性光耦单元电连接。

进一步的，所述高通滤波器包括第一运算放大器、第一电容以及第一电阻，所述第一运算放大器的负极输出端通过所述第一电阻与所述仪表放大器的输出端电连接，所述第一运算放大器通过所述第一电容与所述仪表放大器的ref端电连接，所述第一运算放大器与所述隔离供电单元电连接。

进一步的，所述低通滤波器包括第二电阻、第三电阻、第四电阻、第二运算放大器以及第二电容，所述第二运算放大器的负输入端通过所述第二电阻与所述仪表放大器的输出端电连接，所述第二运算放大器的输出端分别通过所述电容和所述第三电阻与所述第二运算放大器的负极输入端电连接，所述第二运算放大器的正极输入端通过所述第四电阻连接到地线。

进一步的，所述线性光耦单元包括第一级运算放大子单元、线性光电耦合器以及第二级运算放大子单元，所述第一级运算放大子单元的输入端与所述低通滤波器或所述高通滤波器的输出端电连接，所述第一级运算放大子单元的输出端与所述线性光电耦合器的输入端电连接，所述线性光电耦合器的输出端与所述第二级运算放大子单元的输入端电连接，所述第二级运算放大子单元与所述心电图机电连接，所述隔离供电单元分别与所述第一级运算放大子单元、所述线性光电耦合器、所述第二级运算放大子单元电连接。

进一步的，所述第一级运算放大子单元包括第三运算放大器、第五电阻、第六电阻、第七电阻以及第三电容，所述第三运算放大器的正极输入端通过所述第五电阻与所述仪表放大器的ref端电连接，所述第三运算放大器的负极输入端通过所述第六电阻与所述带通滤波器的输出端电连接，所述第三运算放大器的输出端通过所述第三电容与所述带通滤波器的输出端电连接，所述第三运算放大器的输出端还通过所述第七电阻与所述线性光电耦合器的led负极端电连接。

进一步的，所述线性光电耦合器包括发光二极管、第一光敏二极管以及第二光敏二极管，所述发光二极管的led负极端与所述第三运算放大器电连接，所述第一光敏二极管的pd负极端与所述带通滤波器的输出端电连接，所述第二光敏二极管的pd负极端与所述第二级运算放大子单元的输入端电连接，所述第二光敏二极管的pd正极端接地。

进一步的，所述第二级运算放大子单元包括第四运算放大器、第八电阻、第九电阻、第四电容，所述第四运算放大器的负极输入端与所述第二光敏二极管的pd负极端电连接，所述第四运算放大器的正极输入端与所述仪表放大器的ref端电连接，所述第四运算放大器的输出端分别通过所述第八电阻与所述第四电容与所述第二光敏二极管的pd负极端电连接，所述第四运算放大器的输出端还通过所述第九电阻与所述心电图机电连接。

本发明还提出一种基于有源心电图导联信号电缆的心电信号传输方法，所述心电信号传输方法包括如下步骤：

所述隔离供电单元通过所述电缆主体给所述仪表放大器、所述线性光耦单元进行供电；

所述电极模块感测人体电位并生成心电信号；

所述仪表放大器接收所述电极模块传输的心电信号，并对心电信号进行增益处理；

增益后的心电信号传输至线性光耦单元，经所述线性光耦单元进行信号隔离处理后传输至心电图机。

本发明的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实施例了解到。

附图说明

图1为本发明第一实施例中的有源心电图导联信号电缆的结构示意图；

图2为本发明第二实施例中的有源心电图导联信号电缆的结构示意图；

图3为本发明第二实施例中的带通滤波器的结构示意图；

图4为本发明第二实施例中的线型光耦单元的结构示意图；

图5为本发明第二实施例中的电极模块、仪表放大器以及带通滤波器的电路图；

图6为本发明第二实施例中的线性光耦单元的电路图；

图7为本发明第三实施例中的心电信号传输方法的流程图。

如下具体实施方式将结合上述附图进一步说明本发明。

具体实施方式

为了使本申请的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本申请进行描述和说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本申请，并不用于限定本申请。基于本申请提出的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。

显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些示例或实施例，对于本领域的普通技术人员而言，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图将本申请应用于其他类似情景。此外，还可以理解的是，虽然这种开发过程中所作出的努力可能是复杂并且冗长的，然而对于与本申请公开的内容相关的本领域的普通技术人员而言，在本申请揭露的技术内容的基础上进行的一些设计，制造或者生产等变更只是常规的技术手段，不应当理解为本申请公开的内容不充分。

在本申请中提及“实施例”意味着，结合实施例描述的特定特征、结构或特性可以包含在本申请的至少一个实施例中。在说明书中的各个位置出现该短语并不一定均是指相同的实施例，也不是与其它实施例互斥的独立的或备选的实施例。本领域普通技术人员显式地和隐式地理解的是，本申请所描述的实施例在不冲突的情况下，可以与其它实施例相结合。

第一实施例：

请参阅图1，所示为本发明第一实施例中的有源心电图导联信号电缆的结构示意图，包括电缆主体和设于电缆主体上的电极模块10、仪表放大器20以及插接模块，其中：

电极模块10设于电缆主体的输入端并用于感测电位以生成心电信号，在本实施例中，电极模块10紧贴人体设置，从而精确感测到人体电位并生成心电信号。

仪表放大器20的输入端与电极电连接，以使电极模块10感测到的心电信号传输至该仪表放大器20，同时仪表放大器20用于增益心电信号，在本实施例中，增益效果为101倍，可以理解的，增益效果值还可以设定成其他数值，但并不是越大越好，放大倍数过高会导致削波，用户可根据实际需要进行设置。

插接模块包括线性光耦单元30和隔离供电单元50，线性光耦单元30的输入端与仪表放大器20的输出端电连接，线性光耦单元30的输出端与一心电图机40电连接，通过设置线性光耦单元30，以对增益后的心电放大信号进行信号隔离，从而有效消除人体和心电图机40之间的感应电压差。

需要说明的是，隔离供电单元50通过电缆主体分别与仪表放大器20、线性光耦单元30电连接，以使隔离供电单元50分别对仪表放大器20以及线性光耦单元30进行供电，同时电极模块10也通过电缆主体与仪表放大器20电连接，以使电极模块10生成的心电信号能够依次传输至仪表放大器20、线性光耦单元30，最终被心电图机40采集并记录。

综上，根本上述的有源心电图导联信号电缆，通过在电缆主体的输入端设置电极模块10用以感测人体心电信号，并将生成的心电信号传输给仪表放大器20，该心电信号经过仪表放大器20增益处理，使得心电图机40更容易采集到此心电信号，同时设置的线性光耦单元30能够对心电信号进行信号隔离，从而消除人体和心电图机40之间的感应电压差，以避免传输过程中心电信号受到电磁波干扰，从而能够获得失真微、干扰小的心电放大信号。

第二实施例：

请参阅图2至图6，所示为本发明第二实施例中的有源心电图导联信号电缆的结构示意图，本实施例中的有源心电图导联信号电缆与第一实施例中的有源心电图导联信号电缆基本相同，其不同之处在于：

电极模块10包括一对电极101，两个电极101分别通过一电压跟随器60连接到仪表放大器20的正极输入端或负极输入端，仪表放大器20的输出端与一带通滤波器60的输入端电连接，带通滤波器60的输出端与线性光耦单元30的输入端电连接，隔离供电单元50分别与电压跟随器60以及带通滤波器60电连接，在本实施例中，请参阅图6，所示为本实施例中有源心电图导联信号电缆的电路图，其中一个电极101与电压跟随器60u1a的正极输入端电连接，另一个电极101与电压跟随器60u1b的正极输入端电连接，电压跟随器60u1b的负极输入端及其输出端均连接到仪表放大器20的负极输入端，电压跟随器60u1a的负极输入端及其输出端均连接到仪表放大器20的正极输入端，通过设置电压跟随器60保证了输出信号与输入信号相同，同时提高了该有源心电图导联信号电缆的负载能力。

需要说明的是，在本实施例中，隔离供电单元50的供电电压为9v，即仪表放大器20、线性光耦单元30等器件或元器件的输入供电电压均为9v，在后续涉及到器件时不再重复说明。

进一步的，请参阅图3，所示为本实施例中带通滤波器60的结构示意图，该带通滤波器60包括低通滤波器702和高通滤波器701，低通滤波器702的一端与高通滤波器701电连接，低通滤波器702的另一端与仪表放大器20或线性光耦单元30电连接。设置低通滤波器702和高通滤波器701能够有效消除心电信号中的杂波，具体的，在本实施例中，低通滤波器702设置的阀值为0.05hz，高通滤波器701设置的阀值为100hz，因此该带通滤波器60能够消除掉信号中0.05hz以下以及100hz以上的电磁波，从而达到降噪消除干扰的效果，可以理解的，在本发明的其他实施例中，用户可根据实际需要自行设置低通滤波器702和高通滤波器701的滤波值。

需要说明的是，高通滤波器701和低通滤波器702的设置位置可以互换，即心电信号可以先经过高通滤波器701处理，也可以先经过低通滤波器702处理，其实现的功能即允许特定频段的波通过并屏蔽其他频段的波的效果是一样的。

具体的，高通滤波器701包括第一运算放大器u101a、第一电容c105以及第一电阻r107，第一运算放大器u101a的负极输出端通过第一电阻r107与仪表放大器20的输出端电连接，第一运算放大器u101a通过第一电容c105与仪表放大器20的ref端电连接，第一运算放大器u101a与隔离供电单元50电连接，低通滤波器702包括第二电阻r109、第三电阻r110、第四电阻r108、第二运算放大器u101b以及第二电容c108，第二运算放大器u101b的负输入端通过第二电阻r109与仪表放大器20的输出端电连接，第二运算放大器u101b的输出端分别通过电容和第三电阻r110与第二运算放大器u101b的负极输入端电连接，第二运算放大器u101b的正极输入端通过第四电阻r108连接到地线。

可以理解的，由于人体与心电图机40之间传输的信号为弱信号，即导联电缆部分为弱信号区，为了从根本上消除电磁干扰，仪表放大器20为一具有高输入阻抗的场效应管运算放大器，电极101设于人体上，同时场效应运算放大器紧贴电极101设置，以使弱信号区域压缩到人体范围，即将匝链环路面积减小到零，从而从根本上消除了电磁干扰。

优选的，电极101至少为电极贴、电极夹、电极吸盘中的一种，在本实施例中，电极101为电极贴，且场效应运算放大器紧贴与该电极101贴设置，场效应运算放大器的型号为ina128u。

进一步的，请参阅图5，所示为线性光耦单元的结构示意图，线性光耦单元30包括第一级运算放大子单元301、线性光电耦合器302以及第二级运算放大子单元303，第一级运算放大子单元301的输入端与低通滤波器702或高通滤波器701的输出端电连接，第一级运算放大子单元301的输出端与线性光电耦合器302的输入端电连接，线性光电耦合器302的输出端与第二级运算放大子单元303的输入端电连接，第二级运算放大子单元303与心电图机40电连接，隔离供电单元50分别与第一级运算放大子单元301、线性光电耦合器302、第二级运算放大子单元303电连接。在本实施例中，第一级运算放大子单元301的输入端与低通滤波器702的输出端电连接，也就是说心电信号先经过高通滤波器701处理，再经过低通滤波器702处理，然后再传输至线性光耦单元30中的第一级运算放大子单元301。

具体的，第一级运算放大子单元301包括第三运算放大器u102b、第五电阻r124、第六电阻r123、第七电阻r125以及第三电容c118，第三运算放大器u102b的正极输入端通过第五电阻r124与仪表放大器20的ref端电连接，第三运算放大器u102b的负极输入端通过第六电阻r123与带通滤波器60的输出端电连接，第三运算放大器u102b的输出端通过第三电容c118与带通滤波器60的输出端电连接，第三运算放大器u102b的输出端还通过第七电阻r125与线性光电耦合器302的led负极端电连接。

线性光电耦合器302包括发光二极管、第一光敏二极管以及第二光敏二极管，发光二极管的led负极端与第三运算放大器u102b电连接，第一光敏二极管的pd负极端与带通滤波器60的输出端电连接，第二光敏二极管的pd负极端与第二级运算放大子单元303的输入端电连接，第二光敏二极管的pd正极端接地。

第二级运算放大子单元303包括第四运算放大器u104a、第八电阻r126、第九电阻r127、第四电容c119，第四运算放大器u104a的负极输入端与第二光敏二极管的pd负极端电连接，第四运算放大器u104a的正极输入端与仪表放大器20的ref端电连接，第四运算放大器u104a的输出端分别通过第八电阻r126与第四电容c119与第二光敏二极管的pd负极端电连接，第四运算放大器u104a的输出端还通过第九电阻r127与心电图机40电连接。

需要说明的是，设置线性光耦单元30，输入信号与输出信号没有发生变化，但能够起到隔离两端电路的效果，即进一步切断心电图机40与人体之间的干扰电流。

优选的，第一运算放大器u101a、第二运算放大器u101b、第三运算放大器u102b、第四运算放大器u104a的型号均为tl062pw，线性光电耦合器302的型号为hcnr200。

示例而非限定，当线性光电耦合器302未通电时，通过繁用电表微安档测量线性光电耦器件的电流应为零，且给线性光电耦合器302供电时，其电流不能大于25ma，以防烧坏器件，且第四运算放大器u104a的参考电压一般为1-1.5v，从而能够有效控制输出信号的电压幅度，同时为了便于心电图机40处理，一般考虑将输出信号幅度控制在0.5v-4.5v范围内，将心电图机40电路统一为5v供电，以简化电路，同时能够控制信号输出的电压范围，避免因削波造成信号失真。

综上，根据上述的有源心电图导联信号电缆，通过设置仪表放大器20以增益心电信号，便于心电图机40测量并记录，同时设置线性光耦单元30以缩小人体和心电图机40之间的感应电压差，从而消除心电信号在传输过程中受到的干扰。具体的，在电缆主体的输入端设置电极模块10用以感测人体心电信号，并将生成的心电信号传输给仪表放大器20，该心电信号经过仪表放大器20增益处理，使得心电图机40更容易采集到此心电信号，同时设置的线性光耦单元30能够对心电信号进行信号隔离，从而消除人体和心电图机40之间的感应电压差，以避免传输过程中心电信号受到电磁波干扰。综上，本发明提出的有源心电图导联信号电缆，通过消除导联电缆上的电磁波干扰，从而使得心电图机40能够获取失真微、干扰小的心电放大信号，解决了传统技术中心电信号在传输过程中存在的不稳定、误差较大的问题。

第三实施例：

请参阅图7，本发明还提供一种基于有源心电图导联信号电缆的心电信号传输方法，该心电信号传输方法包括如下步骤：

s1：隔离供电单元50通过电缆主体给仪表放大器20、线性光耦单元30进行供电；

s2：电极模块10感测人体电位并生成心电信号；

s3：仪表放大器20接收电极模块10传输的心电信号，并对心电信号进行增益处理；

s4：增益后的心电信号传输至线性光耦单元30，经线性光耦单元30进行信号隔离处理后传输至心电图机40。

根据上述的心电信号传输方法，能够使心电图集采集到失真微、基线稳、干扰小的心电放大信号。

以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

以上所述实施例仅表达了本申请的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本申请的保护范围。因此，本申请专利的保护范围应以所附权利要求为准。