本發(fā)明涉及心電信號技術領域，特別涉及一種多導心電電極連接裝置。

背景技術：

目前心血管疾病致死已經(jīng)成為我國死亡原因的首三位因素，而心血管疾病的發(fā)病率更是居高不下。其中，心肌梗死、心律失常、心房顫動等心電活動異常作為常見的心血管疾病表征，嚴重異常時會導致血液循環(huán)失常，引發(fā)人體猝死，是心血管疾病的重要監(jiān)控因素。心電圖記錄儀等多導心電電極連接裝置是診斷心臟疾病的主要工具之一，但它僅能描記短時間的心電信號，在大多數(shù)的臨床情況下，心臟的異常電生理活動難以及時捕捉，因而導致無法對患者做出診斷和治療。因此，長時間的心電監(jiān)測成為心臟疾病診斷的重要手段。隨著人們對健康的重視程度越來越高，大量心電設備進入家庭中，以便于患者在家中進行心臟監(jiān)測。

心電噪聲的存在會引起心電信號形狀的改變，影響信號的質量，給心電信號的采集和識別帶來不便。但是，在心電信號的采集過程中，由于受人體表面信號傳導情況、設備狀態(tài)和環(huán)境等因素的影響，不可避免的會存在由于工頻干擾、基線漂移、肌電干擾、電極接觸噪聲等原因帶來的噪聲干擾。為了抑制噪聲干擾，提高心電信號處理和分析的精度，現(xiàn)有的多導心電電極連接裝置通常對每一個電極或者每兩個電極導聯(lián)形成的通道都連接一路差分運算放大和濾波模塊組合，從而實現(xiàn)心電信號的去噪和放大傳輸，但是這樣使得設備整體體積偏大，不利于患者隨身攜帶。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的在于針對上述現(xiàn)有技術的不足提供一種便于隨身攜帶的多導心電電極連接裝置。

提供一種多導心電電極連接裝置，包括依次連接的電極集單元、信號選通單元和信號處理單元；

所述電極集單元包括至少兩個用于測量電位信號的電極；

所述信號處理單元包括正信號輸入端和負信號輸入端；

所述信號選通單元的信號輸入端可選擇地連接電極集單元的各個電極，把所傳導接收的各個電極測得的電位信號傳導給信號處理單元的正信號輸入端和負信號輸入端；

所述信號選通單元傳導給正信號輸入端和負信號輸入端的電位信號不完全相同；

所述信號處理單元根據(jù)所述正信號輸入端和所述負信號輸入端接收的電位信號輸出心電信號。

優(yōu)選地，所述信號選通單元包括正信號選通芯片和負信號選通芯片，所述正信號選通芯片和所述負信號選通芯片的信號輸入端都可選擇地連接到所述電極集單元的各個電極；

所述正信號選通芯片的信號輸出端與所述信號處理單元的正信號輸入端相連；

所述負信號選通芯片的信號輸出端與所述信號處理單元的負信號輸入端相連。

優(yōu)選地，所述電極集單元的各個電極與所述正信號選通芯片和所述負信號選通芯片的信號輸入端之間都連接有可調(diào)電阻。

優(yōu)選地，所述信號處理單元包括差分運算放大器，所述信號處理單元的正信號輸入端和負信號輸入端是所述差分運算放大器的兩個信號輸入端。

優(yōu)選地，所述信號處理單元包括輸出控制器，其控制所述差分運算放大器在輸入到任意一個輸入端的信號被切換后的預設的時間段T0內(nèi)不輸出心電信號。

優(yōu)選地，所述差分運算放大器有至少兩個，每個差分運算放大器對應連接有正信號選通芯片和負信號選通芯片，所述至少兩個差分運算放大器根據(jù)預設的順序輪替輸出心電信號。

優(yōu)選地，在任意一個預設的時間段T0內(nèi)，至少有輸入到一個差分運算放大器的兩個輸入端的電位信號都不被切換；輸入到一個差分運算放大器的任意一個輸入端或兩個輸入端之間的電位信號相鄰兩次被切換的時間間隔長度大于時間段T0的時間長度。

優(yōu)選地，所述電極集單元為金屬片，該金屬片的電極放置心電測試裝置上，或者佩戴在服飾和/或手上。

優(yōu)選地，所述電極集單元包括肢體電極單元和/或胸電極單元。

優(yōu)選地，所述肢體電極單元包括連接到左上肢左上軀肢的電極A、和/或連接到右上軀肢的電極B、和/或連接到左下軀肢的電極C。

通過信號選通單元選通連接到信號處理單元的正信號輸入端和負信號輸入端的電極，從而切換傳導至信號處理單元的電位信號，對于各個電極單獨傳導電位信號給信號處理單元的多種匹配方案，或者多個電極連通后傳導電位信號給信號處理單元的多種匹配方案，不需要為上述每種匹配方案配備一組信號處理單元，簡化了多導心電電極的連接裝置，并且可以將多個電極的電位信號聯(lián)通后再進行信號的處理，減小了多導心電電極連接裝置體積，使其便于隨身攜帶。

附圖說明

圖1是多導心電電極連接裝置的結構框圖。

圖2是包括兩個差分放大器的多導心電電極連接裝置的結構框圖。

圖3是多導心電電極連接裝置的電極的正、負極連接構成的導聯(lián)示意圖。

圖4是信號輸入端口P的接口示意圖。

圖5是正信號選通芯片A﹢的電路示意圖。

圖6是正信號選通芯片B﹢的電路示意圖。

圖7是負信號選通芯片A﹣的電路示意圖。

圖8是負信號選通芯片B﹣的電路示意圖。

圖9是補償電阻R1、R2、R3和R4~R9的連接示意圖。

圖10是差分運算放大器P的電路示意圖。

圖11是差分運算放大器Q的電路示意圖。

圖12是信號選通芯片的信號輸出端和與其對應的差分運算放大器的信號輸入端之間的電壓跟隨器的電路示意圖。

圖13是三組導聯(lián)的波形存儲模型示意圖。

圖14是心電信號波形的異步多導形式存儲形式示意圖。

具體實施方式

心臟在工作過程中產(chǎn)生的生物電流會經(jīng)過身體組織傳導至體表，體表不同位置的肌理差異會造成電位差異，如圖1所示，本實施例的多導心電電極連接裝置包括依次連接的電極集單元、信號選通單元和信號處理單元。電極集單元包括至少兩個用于測量電位信號的電極，信號選通單元選通電極集單元中的至少兩個電極來傳導不同肌理位置的電位信號給信號處理單元，信號處理單元根據(jù)不同肌理位置的電位差異生成心電信號，然后把該心電信號隨時間變化形成的反映心臟的生理活動情況的心電波形輸出給波形顯示器或者移動終端。正常心電信號呈現(xiàn)的波形是有規(guī)律的周期性波形曲線，當心臟活動出現(xiàn)異常情況時，就會對心電信號產(chǎn)生影響而呈現(xiàn)出不規(guī)律的心電信號波形，醫(yī)生或者病人根據(jù)心電信號波形的狀態(tài)就可以推斷心臟的活動情況，從而直觀地進行心臟監(jiān)測。

如圖2所示，電極集單元包括用于采集人體肢體位置電位信號的肢體電極單元和用于采集胸腔位置電位信號的胸電極單元，肢體電極單元包括分別連接到左上軀肢、右上軀肢和左下軀肢的電極A、B、C，胸電極單元包括連接在胸腔位置沿胸腔壁分布的電極D1～D6，電極N則作為中性電極接右下軀肢。信號選通單元包括如圖5所示的正信號選通芯片A﹢、如圖6所示的正信號選通芯片B﹢、如圖7所示的負信號選通芯片A﹣以及如圖8所示的負信號選通芯片B﹣。信號處理單元包括如圖10所示的差分運算放大器P和如圖11所示的差分運算放大器Q，兩個差分運算放大器的型號都是AD620。

電極A、B、C和電極D1～D6的電位信號分別由如圖4所示的信號輸入端口P的UL、UR、LL和CH/V1~CH/V6端口輸入，然后分別經(jīng)過如圖9所示的補償電阻R1、R2、R3和R4~R9連接到信號選通單元的正、負信號選通芯片A﹢、A﹣和B﹢、B﹣四個信號選通芯片的信號輸入端。正、負信號選通芯片A﹢、A﹣的信號輸出端MA﹢、MA﹣分別連接到差分運算放大器P的正、負信號輸入端，正、負信號選通芯片B﹢、B﹣的信號輸出端MB﹢、MB﹣分別連接到差分運算放大器Q的正、負信號輸入端。四個信號選通芯片的信號輸出端MA﹢、MA﹣、MB﹢、MB﹣和與其對應的差分運算放大器的信號輸入端之間都連接有如圖12所示的電壓跟隨器，可以起到緩沖、隔離、提高帶載能力的作用。

正信號選通芯片A﹢、B﹢都是型號為74HC4051的單路模擬選通芯片，負信號選通芯片A﹣、B﹣都是型號為74HC4052的雙路模擬選通芯片。電極A經(jīng)補償電阻R1可選擇地連接到各個信號選通芯片的UL、aVLp和aVLn引腳；電極B經(jīng)補償電阻R2可選擇地連接到各個信號選通芯片的UR、aVRp 和aVRn引腳；電極C經(jīng)補償電阻R3可選擇地連接到各個信號選通芯片的LL、aVFp和aVFn引腳；電極D1～D6分別可選擇地連接到各個信號選通芯片的CH/V1~CH/V6引腳。補償電阻R1、R2、R3和R4~R9都是可調(diào)電阻，在信號選通單元選通的連接到差分運算放大器P、Q的正、負信號輸入端的電極發(fā)生變化時，電極在不同人體位置產(chǎn)生的阻抗差值和信號選通芯片的內(nèi)阻都發(fā)生了變化，此時調(diào)節(jié)各個補償電阻的阻值，就可以使由電極到差分運算放大器的正、負信號輸入端的阻抗相等，確保波形的準確性。

如圖3~11所示，電極A、B、C任意兩個分別作為正、負極可以構成三組標準雙極導聯(lián)：正信號選通芯片A﹢選通UL引腳，負信號選通芯片A﹣選通UR引腳，則電極A作為正極與電極B作為負極構成導聯(lián)Ⅰ；正信號選通芯片A﹢選通LL引腳，負信號選通芯片A﹣選通UR引腳，則電極C作為正極與電極B作為負極構成導聯(lián)Ⅱ；正信號選通芯片A﹢選通LL引腳，負信號選通芯片A﹣選通UL引腳，則電極C作為正極與電極A作為負極構成導聯(lián)Ⅲ。電極A、B、C中任意一個電極作為正極，余下兩個電極聯(lián)通后作為負極從而構成三組加壓單極肢體導聯(lián)：正信號選通芯片A﹢選通aVLp引腳，負信號選通芯片A﹣選通aVRn、aVFn引腳，則電極A作為正極、電極B、C聯(lián)通作為負極構成導聯(lián)aVL；正信號選通芯片B﹢選通aVRp引腳，負信號選通芯片B﹣選通aVLn、aVFn引腳，則電極B作為正極、電極A、C聯(lián)通作為負極構成導聯(lián)aVR；正信號選通芯片B﹢選通aVFp引腳，負信號選通芯片B﹣選通aVRn、aVFn引腳，則電極C作為正極、電極A、B聯(lián)通作為負極構成導聯(lián)aVF。把負信號選通芯片A﹣和B﹣的信號輸出端MA﹣和MB﹣通過電阻連接，從而把電極A、B、C聯(lián)通后作為負極，電極D1～D6中的任意一個作為正極，可以構成六組單極胸導聯(lián)V1~V6。

在實際使用中，把該多導心電電極連接裝置戴于左手腕上，多導心電電極連接裝置與手腕接觸的部位設置電極A，就可以采集體表左手部位的電位信號；在多導心電電極連接裝置上設置一個導電觸片，把右手手指按在這個導電觸片上，該導電觸片就可以作為電極B采集體表右手部位的電位信號；在左手的食指和拇指上分別套上外部有導電觸片，并且通過導線連接到多導心電電極連接裝置的絕緣指套，把左手帶有指套的拇指按于左腹部，該指套上的導電觸片就可以作為電極C采集體表左足部位的電位信號。結合上述電極連接方式，就可以實現(xiàn)對三組標準雙極導聯(lián)Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ和三組加壓單極肢體導聯(lián)aVL、aVR、aVF的監(jiān)測，而把左手帶有指套的拇指按在胸部各個部位，則可以實現(xiàn)對六組單極胸導聯(lián)V1~V6的監(jiān)測。

信號選通單元控制各個電極間的正、負極連接關系從而實現(xiàn)上述總計十二組導聯(lián)間的切換。使用時可以根據(jù)實際需求選擇導聯(lián)的數(shù)量，精準度要求較高的心電測量通常使用十二組導聯(lián)，可記錄大部分的心臟電生理活動，充分反映心臟的健康狀況，而家庭用多導心電電極連接裝置可以采用三組標準雙極導聯(lián)，或者采用三組標準雙極導聯(lián)和三組加壓單極肢體導聯(lián)組成的六組導聯(lián)。較低的導聯(lián)數(shù)量雖然會減少測得的心臟活動信息，但是已經(jīng)能夠滿足基本的心臟活動檢測需求，而且能夠有效減少多導心電電極連接裝置的復雜程度，降低成本并且緩解設備耗電情況。

以三組標準雙極導聯(lián)為例，信號處理單元的兩個差分運算放大器P、Q交替把導聯(lián)Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ的心電信號放大、去噪后傳輸給信號處理單元內(nèi)的信號處理器，信號處理器按照如圖13所示的三組標準雙極導聯(lián)的波形存儲模型對心電信號波形進行存儲。差分運算放大器P、Q每次切換導聯(lián)時對共模信號的抑制需要滿足在某時限期內(nèi)（不超過15秒）起效，因此在信號處理單元設置輸出控制器，輸出控制器控制差分運算放大器在輸入到任意一個輸入端的信號被切換后的預設的時間段T0內(nèi)不輸出心電信號。在時間段T0（T0=15秒）內(nèi)，差分運算放大器P只是進入預備狀態(tài)，而不對導聯(lián)Ⅰ的心電信號進行處理，其波形數(shù)據(jù)被保存為模擬數(shù)據(jù)空N。在時間段T1（T1＞15秒）內(nèi)，差分運算放大器P讀取導聯(lián)Ⅰ的心電信號并傳輸給信號處理器，信號處理器把時間段T1內(nèi)收到的導聯(lián)Ⅰ的心電信號保存為波形數(shù)據(jù)WⅠ，該波形數(shù)據(jù)WⅠ內(nèi)包括至少一個完整的有效波形Waveform的數(shù)據(jù)；同時差分運算放大器Q切換為讀取導聯(lián)Ⅱ的心電信號的預備狀態(tài)，此時差分運算放大器Q由于導聯(lián)切換處于不穩(wěn)定狀態(tài)，因而差分運算放大器Q先不對導聯(lián)Ⅱ的心電信號進行處理，在時間段T1內(nèi)導聯(lián)Ⅱ的心電信號被保存為模擬數(shù)據(jù)空N。在隨后的時間段T2內(nèi)，差分運算放大器Q對導聯(lián)Ⅱ的心電信號進行處理，而差分運算放大器P進入讀取導聯(lián)Ⅲ的心電信號的預備狀態(tài)，然后在時間段T3內(nèi)，差分運算放大器P對導聯(lián)Ⅲ的心電信號進行處理，而差分運算放大器Q回到讀取導聯(lián)Ⅰ的心電信號的預備狀態(tài)。差分運算放大器P、Q按上述循環(huán)順序交替處理導聯(lián)Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ的心電信號并發(fā)送給信號處理器，信號處理器將收到的心電信號處理為波形并按照如圖14所示的異步多導形式存儲，在時間段T1內(nèi)顯示導聯(lián)Ⅰ的波形，在時間段T2內(nèi)顯示導聯(lián)Ⅱ的波形，在時間段T3內(nèi)顯示導聯(lián)Ⅲ的波形，在時間段T4內(nèi)再次顯示導聯(lián)Ⅰ的波形，導聯(lián)Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ的心電信號波形依時間順序被循環(huán)保存，從而得到一個僅顯示有效心電信號波形，不顯示無效心電信號波形完整的心電圖。由上述三組標準雙極導聯(lián)的波形存儲模型可以類推得到六組導聯(lián)、十二組導聯(lián)等波形存儲模型。本實施例中，對心電信號波形進行存儲的方案滿足行業(yè)執(zhí)行標準ISO_22077-1_2015、ISO_TS_22077-2_2015、ISO_TS_22077-3_2015的要求，進行三導聯(lián)、六導聯(lián)以及十二導聯(lián)心電信號采集和切換時，在滿足行業(yè)標準的基礎上，解決了多導聯(lián)切換時共模信號抑制處理的問題，并且減少了差分運算放大器的數(shù)量，從而滿足把多導心電電極連接裝置集成在互聯(lián)網(wǎng)+物聯(lián)功能的小型穿戴設備（如手表）上的體積限制。

上述多導心電電極連接裝置的信號處理器在存儲差分運算放大器P、Q傳輸?shù)男碾娦盘枙r避開其切換導聯(lián)的時期，把收到的不同導聯(lián)的心電信號處理為完整的心電信號周期波形，按照異步多導的形式存儲并輸出為心電圖。這樣信號處理器同一時間只讀取一組導聯(lián)的有效心電數(shù)據(jù)，不同時間段輸出不同導聯(lián)的心電信號波形，從而消除了輸出的心電波形中由切換導聯(lián)時差分運算放大器對共模信號的抑制不穩(wěn)定引起的噪聲信號。通過信號選通電路減少了多導心電電極連接裝置中需連接的差分運算放大器，并采用兩個差分運算放大器交替工作，避開了抑制共模信號的穩(wěn)定時間，去除了噪聲段信號干擾，使多導心電電極連接裝置體積減小，同時又能對心電信號進行去噪和放大傳輸。

多導心電電極連接裝置的電極集單元的電極可以集成在金屬片上，把金屬片放置心電測試裝置上，或者佩戴在腰帶、內(nèi)褲、胸衣、披肩等服飾上，或者作為指環(huán)或指套戴于手上，使得多導心電電極連接裝置便于隨身攜帶。