CN1141763A - 无威尔逊网络的标准心电导联测量方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种心电测量方法，特别是一种无Wilson网络的标准心电导联测量方法。采用这种方法测量得到的标准心电导联与传统的Einthoven，Wilson和Goldberger理论是完全一致的。在对N通道导联心电图测量***中，只要使用N-3个通道的缓冲器和N-4个通道的差分放大器，其特征在于：将N-3上述人体电极的输出信号输到上述N-3个通道的缓冲器中；由所述N-3个缓冲器将信号输出到上述N-4通道的差分放大器中；通过具有与所述差分放大器数目相对应的通道的A/D转换器将信号转换为模拟信号由计算机采样及计算。

Description

无威尔逊网络的标准心电导联测量方法

本发明涉及一种心电测量方法，特别是一种无Wilson网络的标准心电导联测量方法。采用这种方法测量得到的标准心电导联与传统的Einthoven，Wilson和Goldberger理论是完全一致的。

在已有技术中所采用的Wilson网络测量心电信号时会出现下述的问题：

1)由于存在Wilson网络电阻，对心电放大电路CMRR会产生较大限制；

2)要想同时获得N个通道的心电图记录，就必须至少使用N个心电放大器。

而本发明的目的在于提供一种新的心电测量方法，该方法在理论上符合Einthoven，Wilson和Goldberger心电测量方法，将计算机技术、生物电放大技术和心电导联原理结合起来用于测量心电信号。

本发明还提出了完成所述测量方法的计算方法及一种新的放大器的模式。

为完成本发明其中包括：在对N通道导联心电图测量***中，只要使用N－3个通道的缓冲器和N－4个通道的差分放大器，其特征在于：将N上述个人体电极的输出信号输到上述N－3个通道的缓冲器中；由所述N－3个缓冲器将信号输出到上述N－4通道的差分放大器中；通过N－4通道的A/D转换器将信号转换为模拟信号由计算机采样及计算。

本发明的无Wilson网络的标准心电导联测量方法的优点是全部心电输入无Wilson电阻网络，放大器可以设计成理论上的对称方式；在测量多导心电图时，所用的放大器通道比传统方式少；找到了实现这种心电导联测量技术的计算方法，建立了通过“参比电站”实现以往的“中心电站”的新的途径，并提供了一种适合本发明的放大器模式。

在本发明中所有的心电输入都是双级性的，无Wilson电阻网络，因而放大器可以设计成理论上的对称性，使放大器电路的设计更能满足高共模抑制比的要求。可以使用比传统导联方式更少的放大器通道数，通过本发明所提出的计算方法，得到过去需要N道放大器才能得到的N导联心电图。而且虽然本发明输入的心电都是双极性的，但是经过本发明所提供的方法，不但能得到所需的双极导联心是图，更能获得过去必须用Wilson网络才能完成的单极心电图。本发明所获得的所有单极导联心电均是通过“参比电站”这个新途径实现的，然而它在原理上完全符合Einthoven，Wilson和Goldberger所提出的理论，因而它完全与现有的心电技术兼容，无需建立新的理论和标准。

图1已有技术中的心电导联放大模式示意图。

图2是本发明的N通道导联心电图测量***的组成图。

图3是标准12(N＝12)导联心电图同时记录的***图。

图4是本发明中缓冲级和心电放大器之间的联接方式(其中N＝12)。

由图1可知，在已有技术中，要进行N通道的心电测量，在心电图导联放大模式中使用了Wilson网络，并且要使用N个放大器和N个缓冲器，这样，不但使用的部件多，而且由于Wilson网络电阻的存在，对心电放大电路CMRR产生很大限制；要同时得到N通道的心电记录，就必须使用不少于N个放大器。

而在图2所示的本发明的N通道导联心电图测量***中，只要使用N－3个通道的缓冲器和N－4个通道的差分放大器，而且不再需要Wilson网络，这样使导联的方式更为简单，也节省了许多部件，由图3所示的当N等于12时的标准导联心电图同时记录***中，使用9个人体电极，9道缓冲级，8道ECG差分放大器，经过A/D转换器而由计算机采集，然后输出12导联心电图。

在图4中表示了N－3道缓冲级与N－4道心电放大器之间联接方式的示意图。其中N＝12，

下面介绍本发明的计算方法。

(1)关于“参比电站”

标准肢体导联I、II可以直接从本发明放大器的联接方式中获得，即

I＝L－R      (1)

II＝LF－R    (2)

如将(1)、(2)相加，并除以3，可得(L－R＋LF－R)/3＝(R＋L＋LF)/3－R(3)

我们称(3)式为“参比电站”，它与Wilson网络中心电站相比，多了-R项。

(2)关于单极胸前导联V_n的计算

从本发明放大器联接方式可获得的各胸前导联为

C_n－R(n＝1，2，3……6)    (4)

均具有双极性质。如将(4)式减去(3)式可得 $(C_n-R)-(\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}-R)=C_n-\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}$

＝C_n    (5)

(3)关于标准肢体导联

(1)、(2)式为I、II导联，故III导联等于这两个信号之差，即

III＝II－I＝LF－R－(L－R)＝LF－L    (6)

(4)关于单极肢体导联V_R、V_L、V_F

仔细观察“参比电站”(3)式可见，它即代表V_R，所以 $V_R=\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}-R=-R---\left(7\right)$ 相应的

$=L-\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}=L---\left(8\right)$

$=\mathrm{LF}-\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}=\mathrm{LF}---\left(9\right)$

(5)关于加压肢体导联αVR，αVL，αVF，可按Goldberger原理计算，即

αVR＝1.5×V_R    (10)

αVL＝1.5×V_L    (11)

αVF＝1.5×V_F    (12)

至此完成了12导联心电图的计算。

在图4所示的测量方法中，当各路放大器的负端接肢体导联的另两个电极LF或L时，同样可以分别得到与(3)式相似的参比电站和

这时，各个标准心电导联的计算原则与上述计算原则所表示的是一致的。

因此，使用本发明的无Wilson网络的标准心电导联测量方法，所得到的全部心电的输入是双极性的，无Wilson电阻网络，因而放大器可以设计成理论上对称方式，使放大器电路的设计更能满足高共模抑制比的要求；可以用比传统方式少的放大器通道数，通过本发明所提出的计算方法，获得过去需要N道放大器才能获得的N导联心电图；而且，虽然本发明输入心电全部都是双极性的，但是经过本发明中的计算方法，即可获得所需的单极导联心电图；使用本发明还能够使所获得的所有单极导联心电均是通过“参比电站”这一途径实现，在理论上与Einthoven，Wilson和Goldberger所提出的理论完全符合，因而完全能够与现有的心电技术兼容，无需建立新的理论和标准。当然应该注意到在本发明的放大器与人体之间需***比通道数多1的缓冲极，以保证实际工作过程中心电放大器CMRR值的作用。

以上只是示意性地对本发明进行说明，本专业人员可以在上述说明的基础上作出各种改进，而不背离本发明的主题。

Claims (3)

1.一种无Wilson网络的标准心电导联测量方法，其中包括：在对N通道导联心电图测量***中，只要使用N－3个通道的缓冲器和N－4个通道的差分放大器，其特征在于：

a.将N－3个上述人体电极的输出信号输到上述N－3个通道的缓冲器中；

b.由所述N－3个缓冲器将信号输出到上述N－4通道的差分放大器中将信号放大；

c.通过具有与所述差分放大器数目相对应的通道的A/D转换器将经过放大器放大的信号转换为数字信号由计算机采样及计算。

2.如权利要求1所述方法，其特征是：当N＝12，也就是测量标准十二导联心电图时，只要用八个心电放大器，取L，R或LF中的任一肢导作为八路放大器的负端，其余两个肢导及六个胸导分别为八路放大器正端；其中定义参比电站分别为和

及。

3.如权利要求2所述方法，其特征是：其中可以得到单极胸导V_n为： $(C_n-R)-(\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}-R)=C_n\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}$ ＝C_n

其中n＝1，2，…6而其标准肢导为：

I＝L－R

II＝LF－R

III＝II－I＝LF－R－(L－R)＝LF－L单极肢体导联为 $V_R=\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}-R=-R$

$=L-\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}=L$

$=\mathrm{LF}-\frac{R+L+\mathrm{LF}}{3}=\mathrm{LF}.$

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