专利名称：盒式磁带录音机作心电监测的装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种个人用的心电监测装置，更具体地说，特别是涉及一种利用普通盒式磁带录音机作较长时间心电监测记录心电图的调制和解调装置。
心电图是一项评价人体心脏功能的重要手段，对监测和护理身体健康极为有用。常规心电图检查一般在医院里进行，每次检测时间约为2～5分钟，而人体心脏的早期病变，往往是出现于短暂的瞬间发作。常规门诊、急诊所作心电图往往不能在2～5分钟内检测到这些早期的短暂的心电图变化。
为能够较长时间地对心脏持续监测及监护，了解24小时内心脏电生理功能的病理生理变化。美国物理学家诺曼·阶·霍尔特(NormanJHolter)于1949年创立了动态心电图，后来称之为“霍尔特心电图监测”。它可将十万次或数十万次心动周期的心电图变化记录在磁带或磁盘上，并制成能给病人随身携带的小型磁带记录仪。目前已发展为第四代动态心电图监护仪。磁带或磁盘采用模-数转换装置，使心电信息储存量大大增加，心电监测时间增长，心电监护分析项目增多。但是，这样一台监测装置由于线路比较复杂，元器件的性能要求也比较高，故而其制造成本和销售价格都相应见高。
由于临床上病人心律失常极为常见，约占心脏门诊病人的1/3以上。据统计资料估计，全中国患有心律失常的人数约在500万至1000万人，均需进行适当的心电监护。但是心律失常患者早期并不是每天24小时均有心律失常发生，多为偶发性或阵发性心动过速或早搏。这些患者较多数尚无能力置备上述所谓的“动态心电图监测”装置。在患者发生心脏不适现象前往医院进行门诊或急诊心电图检查时，心脏往往又恢复了正常状态，但有时在家中休息睡眠或半夜时分或工作外出时突发短暂性心律失常，病人因为没有客观依据难以由医院诊治而苦闷担心，甚至加重了病情发展。在远离城市的农村、山区、边防，心电监护更为困难。
在现有技术中，国内也曾发表过用盒式磁带录音机作心电监测的装置，所采用的技术大多是用脉冲宽度或脉冲比例调制方式。同时为了适应录音机的性能，心电信号在进行脉宽调制后要经过一番技术处理才能输入录音机。(详见医疗器械杂志1982年3月号和1983年2月号)。这样就使心电转换器的线路变得复杂例如包括多路合成传输门、方波发生器、锯齿波形成器、编码器、比较器、微分电路、例相器、以及正向传输器等等。而且由于较多地使用分离元件，转换器的体积不得不相应见大，从而使耗电量增大，成本提高，不适合个人置备或家庭病床使用。
另外，在回放过程中，由于录音机在放音中有微分作用，使输出的信号呈微分波形，不能直接解调。这需要通过很复杂的波形恢复电路才能解调，例如放大、脉冲形成、锯齿波形成、比较器、计数器、译码器、多路传输门、低通滤波、陷波器以及输出级等等。这样不仅使线路复杂，而且恢复过程中波形有较大失真。因此，用脉冲宽度调制方式制成的装置其线性度一般失真度为5%左右。
在现有技术中也曾报道过用调频FM对心电信号进行调制和解调的设想和试验，但由于没有找到合适的线路，用的仍是LC振荡，致使其得到的线性度很差，目前尚未见LC振荡的FM调频用于个人携带式或家庭病床用的心电监测装置。
本发明的目的就在于提高家用磁带录音机作心电监测装置的线性度，从而使之能够投入临床使用，特别是在家庭病房的使用成为有效的监测和诊断的手段。
本发明的另一个目的是在提高线性度的同时降低线路的复杂性。也就是说，用较简单的线路达到较高的线性度，使装置的造价和耗电量降低，体积缩小至袖珍型式，在制造、维修和使用时都比较方便，从而使病家个人有能力置备，在家庭或其它场合随时随地可作心电监测。
本发明为实现上述目的，首先是将微弱而频率极低的心电信号
，在心电转换器中放大[1]，然后将放大后的超低频信号用电压-频率转换[VFC]的调频方法调制在音频范围内[2]。经过这两项技术处理过的心电信号，即可用普通盒式磁带录音机记录在磁带内[3]。磁带内的心电信号回放时[3′]只需要在解调器中进行FM解调[4]和滤波[5]，将已调制的音频信号还原成心电信号[6]，然后即可通过示波器或生理记录仪显示或打印出心电图(见
图1方框图及图2波形图)。
由于人体生理电信号例如心电信号具有电压微弱、频率极低、内阻较大以及信号易于漂移等特点。本发明采用输入阻抗高、增益大、失真小而且能抑制漂移的超低频电压放大器来实现心电信号放大[1]的目的。
心电信号的调制部分[2]，本发明经对比试验发现用集成块构成的FM线路可以达到优于0.1%的线性度，而线路相对来说也比较简单。由于输出波形的失真主要是由普通盒式磁带录音机转速的不稳定(抖晃等)所引起，因此本发明采用的FM方法其信号还原的失真度总起来约为1%左右。
本发明提供的FM调制线路，根据普通盒式磁带录音机与磁带的特性，频率在300Hz～5000Hz范围内磁带的记录效果较好，故将调频FM的中心频率设计在2000Hz左右，调频的范围约在500Hz～4000Hz，经实践证明，这段范围对磁带的失真度的减小和记录电平均匀度提高的效果最好。
本发明提供的FM调制线路，采用了电压-频率转换电路VFC，它有效地克服了现有技术中用脉冲宽度调制或脉冲比例调制生理电信号所带来的不足之处。因为，经调频调制后的生理电信号只需适当衰减就能直接输入普通家用盒式磁带录音机，而不必作复杂的特殊处理。这是由于本发明提供的调频调制线路输入录音机的频率不受录音机的非线性失真、高低频提升网络和磁头微分作用的影响。即使录音机的输出波形与输入波形有一些差别，只要输出频率与输入频率相同，在解调时就不会产生失真。因此在本发明提供的调频心电转换线路中不需要一套复杂的波形处理线路来适应录音机的特性。这样，本发明在大大提高线性度的同时，大大减少了线路中的元件，达到了缩小体积、降低耗电量、降低制造成本和方便制作和调试的目的，使本发明提供的装置袖珍化、家庭化，达到了便于个人置备和家庭病床使用的目的，并适合在远离城市的农村、山区、边防，以及高山、潜涵等特种生理环境心电监测之用。
在磁带回放[3′]的解调过程[4]中，本发明提供的线路也是采用集成块来实现解调的，例如用于电压-频率转换的集成块可以反过来用于频率-电压转换。这样，便可以用简单的线路实现解调目的。因为只要磁带在回放过程中其频率和输入时一样，在解调过程中就不会失真，这是由于频率调制的解调与波形无关。本发明提供的高精度频率调制电路的失真度很小，线性度可达99%左右，并且不需要波形恢复电路，这样就使本发明提供的解调装置线路也很简单，调试容易，成本低而体积小，从而使本发明提供的解调器也实现了袖珍化。
经本发明的解调器解调之后的波形d已比较接近输入前的波形a(见附图2)，只需经过较简单的滤波手段[5]，即可达到十分接近输入波形a的输出波形e。
按本发明提供的袖珍式心电转换装置，包含放大[1]和调制[2]两部分，具有将人体微弱的生理电信号转换成音频信号的功能，这种音频信号可以通过普通家用盒式磁带录音机记录在磁带中。然后，在回放过程[3′]中，通过按本发明提供的解调装置[4]包含滤波线路[5]即可在示波器或生理记录仪显示或打印出生理电信号的波形。输入信号频率在低频范围内均可使用，因而在医学和其它科学领域内有广泛用途。
本发明提供的实施例的袖珍式心电转换装置可达到的主要技术参数如下输入阻抗5MΩ输入电压0.1mv～10mv调制方式FM失真度≤1%输出方式线路(LINE)或话筒(MIC)本发明提供的装置在临床应用方面已在82例病人及14例健康人中进行了试验，其结果综合如下(录音机和放音机采用L350、CE152等型号的普通家用录音机)(一)、一组58例临床资料表明用本方法和装置可明确判别正常心电图、房扑、房颤、房性早搏、室性早搏、Ⅰ°及Ⅱ°、Ⅲ°房室传导阻滞、S-T段压低及S-T段抬高，完全符合临床诊断要求。其中有一例记录未成功，故58例的成功率为98.3%。对其中20例进行同步常规心电图比较，无一例发现失真，而且干扰信号要比常规心电图干扰小。(见附图3)其中二例经常规心电图检测多次，均未检获有阳性结果。本发明提供的装置能解决诊断问题。
(二)、另一组24个病例，由本发明人亲自观察。包括室性早搏、房性早搏、左束支传导阻滞、陈旧性心肌梗塞、充血性心肌病、肥厚性心肌病和室间隔缺损等均能满意地检获心电图30分钟变化。
(三)、10例正常人测定，与常规心电图比较完全一致。
(四)、有4例潜水员，携带本发明的装置及普通盒式录音机进入高压舱，模拟300米水深压力持续5天，以后逐渐减压，在此条件下记录该4名潜水员的心电图。实践证明，在这种生理条件下获得正确的资料(例如有窦性心律不齐及早搏)的仪器仪表，在现有技术中尚未见到，而本发明提供的装置和一台普通盒式磁带录音机却完成了使命。由此表明，在31个大气压力下，本发明提供的装置经得起考验并能正常地工作。
下面结合附图和实施例来对本发明进行详细的说明。
图1为本发明的原理方框图。
图1中(A)为心电转换器方框图;(B)为解调器方框图。[1]表示心电放大器;[2]表示调频调制器;[3]表示普通盒式磁带录音机录制;LED表示发光二极管显示器;[3′]表示普通盒式磁带录音机回放;[4]表示调频解调器;[5]表示滤波器;[6]表示输出至示波器或心电图机进行显示或打印;
表示心电信号输入。a、b、c、d和e诸点的波形见附图2。
图2为本发明提供的心电转换器和解调器的波形图;相应的a、b、c、d和e点位置见附图1。
图3为两组对比心电图;(a)组为正常心电图(f)组为心房颤动心电图，每一组的上线为心电图直接记录，下线为同步地用本发明的装置通过L-350家用录音机记录于TDK磁带，再回放经解调后送入心电图机记录的心电图。
图4为本发明对比实施例的原理线路图，该对比实施例采用调幅线路。
图5为本发明实施例1用VFC集成块作电压-频率调频调制器的心电转换器原理线路图，图中Am表示心电放大器;FM表示调频调制器;LED表示发光二极管显示器。
图6为本发明实施例2用7555系列集成块构成单稳态调频电路作电压-频率转换器的原理线路图。
图7为本发明实施例3用555系列集成块构成的积分定电荷配复原型电压-频率转换器的原理线路图。
图8为本发明实施例4用VFC集成块作频率-电压转换的解调器原理线路图。
对比实施例本发明的对比实施例为幅度调制线路，其原理线路图见附图4。
图4中，3DJ6E场效应管为幅度调制管。2只3DK2B晶体管和4700P电容及2K、47K电阻组成多谐振荡器，以提供约2000Hz频率的载波频率供场效应管调制用。3DJ6E场效应管调制原理可参阅现有技术中有关场效应管应用的资料。9014晶体管和1M、1K及100Ω电阻组成射极输出电路。47K及470Ω电位器组成分压电路，以适应不同类型的录音机。
本对比实施例采用幅度调制线路，失真度较高，约为10%左右。噪音也较大。其噪声来源主要是来自录音机本身，因为普通盒式磁带录音机的信噪比较低，不能满足调幅的需要。经实践证明，用调幅线路记录在盒式磁带上的信号，用电脑很难判别，因此不适于临床诊断应用。
实施例1用电压-频率转换集成块5GVFC系列作FM调制器的心电转换器，其原理线路图参阅附图5。
由图5可以看到，本实施例的心电转换器可包括放大器(Am)和调频调制器(FM)。
由于人体生理信号具有电压微弱、频率极低、内阻大和信号易漂移等特点，必须采用输入阻抗高、增益大、失真小并能抑制漂移的超低频电压放大器才能实现放大的目的。
本发明采用TL084、TL022、TL062等高阻抗四运放集成电路。为了提高输入阻抗，抑制50Hz交流的干扰，将TL084等中的三个运放联接成典型的高阻抗电压放大电路。
TL084等中的A1、A2、A3组成了高阻抗电压放大器，为了使该电路较稳定地工作，在输入端并联了电阻R1、R2。选用R1、R2要考虑到兼顾输入阻抗和稳定性。如若R1、R2选用电阻过大，虽然输入阻抗提高，但电路的稳定性就较差;反之，R1、R2过小，虽然电路的稳定性较好，但输入阻抗降低，不能满足使用需要。经实践证明R1、R2选用5.6M较为适宜。R3、R4、R5是确定A1、A2增益的电阻，其增益计算公式为u1＝ (R3+R5)/(R4)式中u1为A1、A2的增益。
C1、C2为隔直电容，其作用主要是抑制人体输入电压的漂移。C1、R6和C2、R7的选择由时间常数决定。这个时间常数选择得正确与否，对整个由A1、A2、A3组成的放大器性能有决定性的影响。它们的选择要兼顾波形的失真度和信号的漂移两个方面。时间常数大，能减少信号的失真，但信号漂移抑制性就差;时间常数小，虽然信号漂移抑制性好，但失真大。时间常数确定后，就可选择C1、C2和R6、R7。为了C1、C2体积不致太大，本发明较可取地优选了1μ的独石电容。R6、R7选用1M电阻。
A1的电压增益由R6、R8和R7、R9决定，计算公式为u2＝ (R8)/(R6)式中u2为A3的电压增益。
从图5中可见，A3为双端输入，具有共模抑制作用，这样就有效地抑制了50Hz对人体的干扰。
A4是可调增益的放大器，增益可调的目的是为了适应各种心电电压不同的病人。心电电压高的人，就可通过电位器W将增益调小一点，反之就调大一点。这样就能使A4放大器在使用时始终处于线性放大范围，避免由于心电电压过大而引起A4的削顶失真以及电电压过小而引起信号输出信噪比降低的现象。
为了控制A4的增益，防止输入信号过大引起失真，一般可有二种方式进行控制，即自动增益控制和手动增益控制。自动增益控制的优点是使用方便，缺点是容易引起失真，线路较复杂、体积增加，成本提高;手控增益的优点是失真小，线路简单，体积小成本低，缺点是使用不如自控那样方便。这两种方式在本发明的心电转换器中都可使用。图5中示出的LED线路部分是一种采用发光两极管的手控增益显示电路。
为了保证手控增益不超出A4的线性放大范围，在图5中的LED部分设置了红、绿发光两极管。在正常的情况下，应是绿的发光管发亮，随着心电信号的波动而发出有节奏地变化的绿光;如果增益调节得过大，红的发光管就会发亮。因此，使用时只要调节到红的发光管刚好不发亮为止。R14为绿色发光管的限流电阻，4.3伏稳压管用于决定红色发光管起控电压。该电路中的起控电压约为6.7伏左右。这样，借助于红、绿发光管的显示，使用者便可正确有效地控制A4的增益，使之不超出线性放大的范围。
图5中的信号FM调制部分，采用上海元件五厂的VFC32作为调频元件。该集成块是VFC系列电压-频率转换器，用它作为本发明的调频元件其线性度可达0.01%。VFC32的内部线路及性能可参阅上海元件五厂的产品使用说明书。由该产品使用说明书可知，输出脉冲的占空比为0.25时，电压频率转换线性可达0.01%;当占空比为0.25时，由计算可得R11-33K，频率调制的中心设计为2000Hz时，通过计算得出C3＝0.022μ，C4＝8200p。R15是VFC32的驱动电阻，根据输出负载电流而定。本发明的心电转换器其输出负载是普通录音机，由于普通录音机的输入电阻较大，所以其输入电流很小，在计算时可以忽略不计。因此R15由计算可得为750欧姆。R16、R17、R18是分压电阻，其分压值由录音机的线路输入电压和话筒输入电压所决定。普通录音机的输入电压标准，线路输入(LineIN)电压为50mv～250mv，话筒输入(MIC)电压为0.5mv～2mv，这样即可确定R16、R17、R18的数值。
实施例2本例为用7555系列集成块构成的电压-频率转换器，其原理线路图参阅附图6。
在本实施中，由CA3140构成差动积分运算器，由5G7555构成单稳态调频调制电路。可以从图中看出，线路图中略去了实施例1的心电放大部分，因其线路也采用实施例1放大部分。而本例的解调部分也可以采用同实施例1相同的线路。上述7555可用555、553等时基电路代替。本实施例采用7555的主要目的是为了节省电池，从图中可以看出，±3V的电源可以不必采用叠层电池或其它的电源，只需用普通1.5V的干电池即达到，这对于偏远地区尤为适用。本实施例中的R1、R2、R3和C1、C2、C3可根据所需转换频率而定。根据本发明采用的2000Hz中心频率及500Hz～4000Hz的较佳频率范围，图中标出了这些电阻电容的具体数值供参考。
实施例3本例为单电源的555电路构成的积分定电荷配复原型电压-频率转换器，其原理线路图参阅附图7。线路中同样省略了心电放大而解调也可采用与实施例1相同的。
单电源运算放大器8FC7形成电流泵，即Ii＝ (R2)/((R1+R)R3) ViIf由T2、D2等决定。D1与D3作为单稳态控制器的通断开关。输出频率为f＝ ((R1+R2)R3)/(If) Vi改变C1、C2的参数，可得到不同频率的输出范围。在输入频率为0～10KHz时，本实施例的失真度小于0.05%。
实施例4用频率-电压转换集成块作FM解调器，其原理线路图见附图8。
图8中的集成块仍是5GVFC32，只是反过来联接成频率-电压转换器。其零件数据的设计原理均与实施例1中的调频线路相同。10K电阻和0.022μ、0.1μ电容是滤波电路，其目的是为了滤去剩余的调制频率，使波形从图2中的d变为e。
本实施例的解调器也可以作为实施例2和3等的调频解调器，其适用性较强。
本发明的解调器还可以用7555或555等时基电路组成频率-电压转换器，其转换的线性度能满足使用要求。用7555及555等时基电路组成的频率-电压转换电路可参阅有关时基电路的应用，例如上海元件五厂编辑的时基电路应用集锦等。用时基电路组成的频率-电压转换器的优点在于成本低、耗电省、电压低等。
本发明已通过上述实施例并结合附图详细地加以了说明，但是应该理解的是，对本技术领域中的技术人员来说，可以作出许多改变或者修改而不偏离本发明的精神实质，其保护范围是由本发明提出的权利要求书来限定。
权利要求
1.一种利用普通盒式磁带录音机作心电图监测的装置，包括，具有心电放大器[1]和调制器[2]的心电转换器，本发明的特征在于，所说的调制器[2]采用电压-频率转换电路，使经过所说放大器[1]放大后的心电信号进行调频处理，然后输入所说的普通盒式磁带录音机录在磁带上[3]。
2.按照权利要求1所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的电压-频率转换电路包括集成块和必要的电阻、电容元件，以使所说心电图监测装置的失真度在0.05～0.1%左右。
3.按照权利要求2所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的集成块包括VFC系列、7555系列、555系列等等电压-频率转换集成块。
4.按照权利要求3所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说VFC系列集成块构成电压-频率转换电路。
5.按照权利要求3所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的7555系列集成块构成单稳态调频调制电路，同时，还包括由CA3140集成块构成的差动积分运算器，以作为所说的单稳态电路的前置级。
6.按照权利要求3所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的555系列集成块构成积分定电荷配复原型电压-频率转换电路，同时，还包括由运算放大器8 Fc7形成电流泵，以作为所说的积分定电荷配复原型电压-频率转换电路的前置级。
7.按照权利要求1、2、3、4、5或6所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的心电放大器是一种超低频电压放大器，包括，由T L084等集成块构成的高阻抗四运放集成电路。
8.按照权利要求7所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的心电放大器还包括采用发光两极管的显示电路。
9.一种利用普通盒式磁带录音机作心电图监测的装置，包括，具有心电放大器[1]和调制器[2]的心电转换器，以及解调器[4]，本发明的特征在于，所说的调制器[2]采用电压-频率转换电路，所说的解调器[4]采用频率-电压转换电路，以使经过所说放大器[1]放大的心电信号进行调频处理之后，输入所说的普通盒式磁带录音机录在磁带上[3]，然后由磁带回收[3′]，经所说的解调器[4]解调而回复成原心电图波形输出。
10.按照权利要求9所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的电压-频率转换电路包括集成块和必要的电阻、电容元件，以使所说的心电图监测装置的失真度在0.05～0.1%左右。
11.按照权利要求10所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的集成块包括VFC系列，7555系列、555系列等等电压-频率转换集成块。
12.按照权利要求11所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的VFC系列集成块构成电压-频率转换电路。
13.按照权利要求11所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的7555系列集成块构成单稳态调频调制电路，同时，还包括由CA3140等运算放大器集成块构成的差动积分运算器，以作为所说的单稳态电路的前置级。
14.按照权利要求11所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的555系列集成块构成单电源的积分定电荷配复原型电压-频率转换电路，同时，还包括由运算放大器8 Fc7形成的电流泵，以作为所说的积分定电荷配复原型电压-频率转换电路的前置级。
15.按照权利要求9、10、11、12、13、或14所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的心电放大器是一种超低频电压放大器，包括由T L084等集成块构成的高阻抗四运放集成电路。
16.按照权利要求15所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的心电放大器还包括采用发光两极管的显示电路。
17.按照权利要求9、10、11、12、13、14或16所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的解调器包括由集成电路VFC32、7555、555等构成的频率-电压转换器。
18.按照权利要求15所述的心电图监测装置，其进一步特征在于，所说的解调器包括由集成电路VFC32、7555、555等构成的频率-电压转换器。
全文摘要
一种利用普通盒式磁带录音机作较长时间，例如30分钟或60分钟心电监测的装置，包括具有心电放大器和调制器的心电转换器以及解调器。心电信号在心电转换器中经过放大并进行调频处理，输入普通盒式磁带录音机录在磁带上，然后由磁带回放，经过解调器的解调而回复成原心电图的波形输出。本发明的调制器采用电压-频率转换的调频集成电路；解调器采用频率-电压转换的解调集成电路。装置可袖珍化，线路简单可靠，线性度达到99％左右。完全适合于病人随时在家庭或其它场合中使用。
文档编号A61B5/05GK1030869SQ8710527
公开日1989年2月8日 申请日期1987年7月28日 优先权日1987年7月28日
发明者顾菊康, 梁桂华, 吴瑞良, 钱关泉 申请人:顾菊康, 梁桂华, 吴瑞良, 钱关泉