專(zhuān)利名稱(chēng)：一種遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型屬于一種醫(yī)療用監(jiān)護(hù)儀，具體地講是一種遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀。
背景技術(shù)：
高血壓和心臟病是中老年人的常見(jiàn)痛和多發(fā)病(近年來(lái)，該病發(fā)病人群正逐漸向中青年擴(kuò)散)。這類(lèi)疾病具有長(zhǎng)期性和突發(fā)性，醫(yī)學(xué)基礎(chǔ)研究證實(shí)，心血管疾病患者隨著疾病的發(fā)生與惡化，其血壓與心臟電生理會(huì)發(fā)生異常變化，特別在發(fā)生猝死、急性心肌梗塞、致命性心律失常之前，心臟電生理的異常變化會(huì)相當(dāng)明顯。如果能早期發(fā)現(xiàn)這些癥狀，針對(duì)性的用藥與保健，就能改善或延緩病情，特別是及時(shí)發(fā)現(xiàn)惡性疾病的先兆癥狀，并立即給予有效治療，就可以最大限度的挽救患者生命。因此，各類(lèi)監(jiān)護(hù)儀不斷涌現(xiàn)出來(lái)?，F(xiàn)有的24小時(shí)監(jiān)護(hù)儀，主要功能是記錄患者日常生活的動(dòng)態(tài)心電圖，然后送回醫(yī)院由專(zhuān)科醫(yī)生回收，進(jìn)行分析診斷，記錄與診斷之間有一定的時(shí)間差，屬于回顧性檢測(cè)。只能用于住院病人，不適合眾多院外病人的監(jiān)護(hù)。另外，現(xiàn)有醫(yī)院使用的多參數(shù)監(jiān)護(hù)儀，由于體積龐大、價(jià)格昂貴，亦只能在醫(yī)院使用。也有產(chǎn)品提供遠(yuǎn)程數(shù)據(jù)傳輸?shù)墓δ?，但在發(fā)送數(shù)據(jù)時(shí)需要將數(shù)字信號(hào)還原為模擬信號(hào)，再進(jìn)行調(diào)制后發(fā)送，模擬調(diào)制方式的抗噪聲、抗干擾能力較差，而且多次模/數(shù)、數(shù)/模轉(zhuǎn)換會(huì)導(dǎo)致傳送的心電信號(hào)失真，波形產(chǎn)生畸變。即便在用數(shù)字方式傳輸?shù)漠a(chǎn)品中，在測(cè)量時(shí)是采用的導(dǎo)聯(lián)切換方式，即同一時(shí)刻只有一個(gè)導(dǎo)聯(lián)在測(cè)量，實(shí)際上是單導(dǎo)監(jiān)測(cè)，不利于病情的準(zhǔn)確診斷，這種方式目前已不大被醫(yī)生接受，而且傳輸方式是利用傳統(tǒng)的公用電話(huà)網(wǎng)，其測(cè)量數(shù)據(jù)的共享與傳輸?shù)姆奖阈允艿较拗啤?br> 發(fā)明目的本實(shí)用新型的目的在于提供一種采用單片機(jī)技術(shù)對(duì)患者(用戶(hù))的心臟電生理現(xiàn)象和血壓進(jìn)行長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)，采集用戶(hù)的心電信號(hào)和血壓參數(shù)，并保存下來(lái)，由人工分析、診斷或軟件進(jìn)行輔助分析和診斷，并可通過(guò)互聯(lián)網(wǎng)方式進(jìn)行遠(yuǎn)程傳輸?shù)倪h(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，以克服上述的不足。
為了實(shí)現(xiàn)上述目的，本實(shí)用新型由中心處理單元MCU和其連接的通訊接口電路構(gòu)成，其特點(diǎn)是有一個(gè)檢測(cè)人體心電及血壓裝置的數(shù)據(jù)輸出端與中心處理單元MCU的數(shù)據(jù)線(xiàn)相連接，檢測(cè)人體心電及血壓裝置的控制輸入端與中心處理單元MCU的控制線(xiàn)相連接；上述檢測(cè)人體心電及血壓裝置由電源電路、血壓監(jiān)測(cè)電路和心電信號(hào)采集電路構(gòu)成，其中電源電路是由堿性干電池供電后通過(guò)電路輸出中心處理單元MCU、通訊接口電路、血壓監(jiān)測(cè)電路及心電信號(hào)采集電路所需電源，血壓監(jiān)測(cè)電路是采用示波法測(cè)量人體血壓，并將測(cè)量輸出信號(hào)提供給中心處理單元MCU，心電信號(hào)采集電路是利用威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路作導(dǎo)聯(lián)選擇，并將輸出信號(hào)提供給中心處理單元MCU；上述電源電路由直流-直流轉(zhuǎn)換電路及負(fù)電源電路構(gòu)成，其中直流-直流轉(zhuǎn)換電路由DC-DC轉(zhuǎn)換集成模塊D15及外圍電路構(gòu)成，轉(zhuǎn)換電路由堿性干電池供電，輸出中心處理單元MCU、通訊接口電路、血壓監(jiān)測(cè)電路、負(fù)電源電路和心電信號(hào)采集電路所需電源，負(fù)電源電路輸出心電信號(hào)采集電路所需電源；上述血壓監(jiān)測(cè)電路由充氣電路、放氣電路及血壓信號(hào)監(jiān)測(cè)電路構(gòu)成，接收中心處理單元MCU的控制信號(hào)給測(cè)量血壓的腕帶充氣，放氣電路接收中心處理單元MCU的控制信號(hào)給測(cè)量血壓的腕帶放氣，血壓信號(hào)監(jiān)測(cè)電路由壓力傳感器及外圍電路構(gòu)成，壓力傳感器接收測(cè)量血壓的腕帶的壓力信號(hào)，并通過(guò)外圍電路將測(cè)量的信號(hào)傳送給中心處理單元MCU；上述心電信號(hào)采集電路由威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路及外圍電路構(gòu)成，其中威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路數(shù)據(jù)輸入端連接一個(gè)輸入緩沖器的輸出端，其數(shù)據(jù)輸出端通過(guò)前置放大器和電壓放大器及含模數(shù)轉(zhuǎn)換器(A/D)的微處理器與中心處理單元MCU的數(shù)據(jù)線(xiàn)相連接，威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路還接收微處理器的控制信號(hào)，并輸出一個(gè)右腿驅(qū)動(dòng)信號(hào)給輸入緩沖器的右腿驅(qū)動(dòng)電極輸入端，輸入緩沖器的輸入端還連接有左手、右手、左腿驅(qū)動(dòng)電極和3個(gè)胸電極，電壓放大器同樣接收微處理器的控制信號(hào)；上述通訊接口電路包含以太網(wǎng)接口電路和/或無(wú)線(xiàn)網(wǎng)接口電路和/或紅外接口電路。
本實(shí)用新型選取最具特征性的三個(gè)導(dǎo)聯(lián)同步測(cè)量，提高了診斷的準(zhǔn)確性，方便了數(shù)據(jù)分析；將心電和血壓測(cè)量集成在一起，病人可以結(jié)合兩個(gè)參數(shù)請(qǐng)醫(yī)生為自己作更全面的病情分析；傳輸方式采用撥號(hào)上網(wǎng)或與計(jì)算機(jī)連接實(shí)現(xiàn)寬帶上網(wǎng)傳輸測(cè)量數(shù)據(jù)到服務(wù)中心，可實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)共享；數(shù)字化的傳輸與處理減小了多次模/數(shù)、數(shù)/模轉(zhuǎn)換，保證了測(cè)量數(shù)據(jù)的質(zhì)量。


圖1為本實(shí)用新型原理框圖。
圖2為本實(shí)用新型電源電路中直流-直流轉(zhuǎn)換電路原理圖。
圖3為本實(shí)用新型電源電路中負(fù)電源電路原理圖。
圖4為本實(shí)用新型血壓監(jiān)測(cè)電路中充氣電路原理圖。
圖5為本實(shí)用新型血壓監(jiān)測(cè)電路中放氣電路原理圖。
圖6為本實(shí)用新型血壓監(jiān)測(cè)電路中血壓信號(hào)監(jiān)測(cè)電路原理圖。
圖7為本實(shí)用新型心電信號(hào)采集電路原理框圖。
圖8為本實(shí)用新型心電信號(hào)采集電路中一路輸入緩沖器電路原理圖。
圖9為本實(shí)用新型心電信號(hào)采集電路中威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路原理圖。
圖10為本實(shí)用新型心電信號(hào)采集電路中一路前置放大器和電壓放大與電路原理圖。
具體實(shí)施方式
以下結(jié)合附圖及實(shí)施例對(duì)本實(shí)用新型作進(jìn)一步的描述，但該實(shí)施例不應(yīng)理解為對(duì)本實(shí)用新型的限制。
本實(shí)用新型使用兩節(jié)堿性干電池供電(圖2)，由集成模塊D15實(shí)現(xiàn)DC-DC轉(zhuǎn)換，將工作電壓穩(wěn)定在+3.3v。電阻器R64，R65與D15的LBI腳組成電池電壓檢測(cè)電路，當(dāng)電池電壓低于設(shè)定值時(shí)，D15的電池告警輸出腳LBO輸出低電平給處理器。DC-DC轉(zhuǎn)換后的+3.3v經(jīng)電容器C67、C68、L3組成LC濾波網(wǎng)絡(luò)，降低電源紋波和噪聲，提供給MCU、RS232接口時(shí)鐘IC、存儲(chǔ)器、液晶顯示器供電。
本實(shí)用新型為了降低功耗，在儀器沒(méi)有進(jìn)行測(cè)量工作時(shí)，信號(hào)采集電路不供電，這時(shí)通過(guò)三極管V25、V26組成的電子開(kāi)關(guān)(圖3)，由MCU控制電子開(kāi)關(guān)的轉(zhuǎn)換。來(lái)實(shí)現(xiàn)待機(jī)降低功耗的目的。信號(hào)采集電路的供電當(dāng)需要進(jìn)行信號(hào)采集時(shí)，處理器打開(kāi)電子開(kāi)關(guān)，由電容器C42、C70、電感器L4組成LC濾波網(wǎng)絡(luò)，進(jìn)一步降低電源紋波和噪聲，并為信號(hào)采集電路提供正電源。同時(shí)由電阻器R63、R62、R32、電容器C46、電感器L1、三極管V27、V28、V29組成一個(gè)簡(jiǎn)易低功耗負(fù)電源電路，為信號(hào)采集電路提供負(fù)電源，電阻器R14、R61、穩(wěn)壓管D19為負(fù)電源電壓調(diào)節(jié)電路，通過(guò)調(diào)整電阻器R61可微調(diào)負(fù)電壓大小。并由電容器C47、C71、電感器L5組成LC濾波電路，用以降低負(fù)電源紋波和噪聲。
本實(shí)用新型血壓測(cè)量采用示波法測(cè)量血壓，一鍵操作，自動(dòng)充、放氣。
充氣電路(圖4)三極管V20、V21、電阻器R2、R4組成充氣電路。充氣時(shí)，處理器提供高電平控制信號(hào)，經(jīng)電阻器R4到三極管V20的基極，三極管V20導(dǎo)通，三極管V20的發(fā)射極給三極管V21提供基極電流，三極管V21導(dǎo)通為充氣馬達(dá)提供電流通路。馬達(dá)運(yùn)轉(zhuǎn)給腕帶充氣，處理器提供低電平控制信號(hào)將關(guān)斷三極管V20、V21，馬達(dá)電流通路被切斷，馬達(dá)不運(yùn)轉(zhuǎn)。馬達(dá)電源由電池直接供電。V22為防浪涌保護(hù)二極管，防止馬達(dá)浪涌電流擊穿三極管V21。
放氣電路(圖5)泄氣閥采用比例閥，控制閥兩端的電源電壓差可控制其泄氣速度。電阻器R30、R31、電容器C25、C26、三極管V23組成泄氣電路，MCU發(fā)出的脈寬調(diào)制信號(hào)經(jīng)電阻器R30、電容器C25、電阻器R31、電容器C26組成的二級(jí)LC電路給三極管V23基極提供電壓，改變調(diào)制信號(hào)占空比可改變?nèi)龢O管V23基極電壓幅度，由此控制三極管V23的開(kāi)啟程度。三極管V23為比例閥提供電流通路，當(dāng)三極管V23關(guān)斷時(shí)，閥門(mén)關(guān)閉。三極管V23導(dǎo)通程度決定電流三極管V23導(dǎo)通程度決定加壓比例閥兩端電壓差的大小，二極管V24為防浪涌保護(hù)二極管，防止放氣閥浪涌擊穿V23。
血壓信號(hào)的監(jiān)測(cè)(圖6)D13為壓力傳感器，腕帶上的壓力通過(guò)導(dǎo)氣管傳到壓力傳感器上，壓力變化時(shí)壓力傳感器輸出不同幅度的電壓信號(hào)。比較器D20C、電阻器R19、R24、R25組成前級(jí)放大電路，放大壓力信號(hào)，電阻器R15、R16、R20組成偏置電路，為比較器D20C提供偏置電壓。D20D作為射隨器將前級(jí)放大信號(hào)送處理器，電阻器R29、電容器C13、C17為低通濾波器，濾除脈搏信號(hào)與高頻干擾。比較器D20A、電阻器R18、R27為脈搏信號(hào)放大電路，將前級(jí)信號(hào)進(jìn)一步放大，電阻器R21、R33、R17為比較器D20A的偏置電路。D20B作為射隨器將比較器D20A放大的信號(hào)送處理器，電容器C10、C16、電阻器R23為帶通濾波器，為脈搏信號(hào)提供通路，濾除其它信號(hào)。
本實(shí)用新型心電信號(hào)采集電路的組成框圖如圖7所示。
圖中，L、R、F分別是左手、右手、左腿驅(qū)動(dòng)電極，V1、V3、V5是3個(gè)胸電極，RF是右腿驅(qū)動(dòng)電極。來(lái)自各電極的6路微弱信號(hào)經(jīng)6個(gè)輸入緩沖器緩沖放大后，送威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路作導(dǎo)聯(lián)選擇，其切換信號(hào)由MCU提供；右腿驅(qū)動(dòng)的信號(hào)源取自威爾遜網(wǎng)絡(luò)中心，經(jīng)右腿驅(qū)動(dòng)電路反向放大后，送右體驅(qū)動(dòng)電極RF，以中和人體上感應(yīng)的共模干擾信號(hào)。導(dǎo)聯(lián)選擇控制將6個(gè)電極輸入信號(hào)按要求切換為三組，每組合3種導(dǎo)聯(lián)信號(hào)，同時(shí)送到3個(gè)前置放大器分別放大。電壓放大器將來(lái)自前置放大器的3路導(dǎo)聯(lián)信號(hào)進(jìn)行電壓放大，以適合A/D轉(zhuǎn)換的幅度要求。各電壓增益受微處理器控制。
微處理器的功能是(1)對(duì)來(lái)自電壓放大器的模擬信號(hào)進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，得到原始數(shù)據(jù)；(2)對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，判斷導(dǎo)聯(lián)電極是否脫落，并給予提示；電壓放大器的增益是否合適，以便實(shí)時(shí)發(fā)出增益控制信號(hào)。
(3)對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波、壓縮，以便保存或向MCU傳輸。
(4)提供人機(jī)操作界面，驅(qū)動(dòng)顯示屏。
(5)提供通信接口，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)向MCU傳輸。
輸入緩沖器的結(jié)構(gòu)為電壓跟隨器，其作用是使人體與威爾遜網(wǎng)絡(luò)高度隔離，圖8所示為6路跟隨器之一。一方面，極高的輸入阻抗，克服了電極與皮膚接觸電阻引起的信號(hào)衰減；另一方面，極低的輸出阻抗，確保有效地驅(qū)動(dòng)成爾遜網(wǎng)絡(luò)工作。圖中，運(yùn)算放大器D9C為跟隨器，其+輸入端需要的直流偏置電位，由右腿驅(qū)動(dòng)電極饋送到人體，再送到相應(yīng)電極而得到。電路中二極管V1、V2組成雙向限幅電路，對(duì)來(lái)自人體的高壓干擾實(shí)施限幅，防止因過(guò)度激勵(lì)造成運(yùn)放逆轉(zhuǎn)而失效。電阻器R5(與皮膚電阻R8串聯(lián))、電容器C33為一階低通濾波電路，抑制高頻干擾。
本實(shí)用新型威爾遜網(wǎng)絡(luò)與導(dǎo)聯(lián)選擇電路原理如圖9所示。圖中虛線(xiàn)框中的電阻構(gòu)成威爾遜網(wǎng)絡(luò)，電阻器R39、R40、R41的公共連接端為威爾遜中心。集成模塊D5、D6、D7為多路電子開(kāi)關(guān)，在導(dǎo)聯(lián)切換信號(hào)的控制下，從成爾遜網(wǎng)絡(luò)的有關(guān)節(jié)點(diǎn)取出導(dǎo)聯(lián)信號(hào)。
右腿驅(qū)動(dòng)人體上感應(yīng)的干擾信號(hào)(特別是50Hz工頻干擾)，傳輸?shù)酵栠d網(wǎng)絡(luò)的中心點(diǎn)表現(xiàn)為同相疊加。理論上，對(duì)于威爾遜網(wǎng)絡(luò)的非中心節(jié)點(diǎn)，干擾信號(hào)也為同相。實(shí)際上，各電極在人體上的位置和接觸狀態(tài)存在差異，導(dǎo)聯(lián)線(xiàn)的參數(shù)和威爾遜網(wǎng)絡(luò)的元件值也存在離散性，故威爾遜網(wǎng)絡(luò)的非中心節(jié)點(diǎn)上的干擾信號(hào)必然有幅度甚至相位差。這種差異將以差模方式傳輸?shù)胶罄m(xù)放大器被放大。而且，相對(duì)于心電有用信號(hào)而言，已不能忽視。為此，將威爾遜網(wǎng)絡(luò)中心的干擾信號(hào)送右腿驅(qū)動(dòng)放大器進(jìn)行反相放大，傳到右體驅(qū)動(dòng)電極RF，對(duì)于干擾信號(hào)，這是一種深度的負(fù)反饋，有效地削弱了人體上感應(yīng)的共模干擾信號(hào)。
圖9中，運(yùn)放D9D為右腿驅(qū)動(dòng)放大器，在理想情況下，Av越大，負(fù)反饋越深，干擾抑制能力越強(qiáng)。但實(shí)際上，人體作為信號(hào)傳輸媒體，其傳輸特性不是純阻性，導(dǎo)聯(lián)引線(xiàn)也有分布電容，太強(qiáng)的反饋可能在某特定頻率上滿(mǎn)足自激條件，使電路不能正常工作。因此，適當(dāng)降低Av，使自激的幅度條件得不到滿(mǎn)足為宜。
前置放大器與電壓放大器電路(1路)如圖10。導(dǎo)聯(lián)切換輸出的信號(hào)中，除心電信號(hào)和干擾信號(hào)外，還疊加有直流極化電壓，其大小一般在300mV以下。如果前置放大器的動(dòng)態(tài)范圍不夠，就會(huì)進(jìn)入非線(xiàn)性區(qū)而失去放大作用。運(yùn)算放大器AD620的電源為±3.3V，最大輸出電壓擺幅為±2V，為保證在線(xiàn)性區(qū)工作，電壓放大倍數(shù)Av應(yīng)小于2/0.3＝6.7(倍)。AD620的輸入失調(diào)電壓和電流極低(125μV、2nA)，是一款高精度儀器放大器，很適合用于心電信號(hào)的前置放大。
電容器C27與電阻器R49組成時(shí)間常數(shù)電路，其作用是隔去前置放大器的直流電壓和直流極化電壓，偶合心電信號(hào)。RC的大小決定放大器的低頻響應(yīng)。RC的乘積越大，放大器的低頻響應(yīng)越好。但RC的取值也不能太大。按IEC標(biāo)準(zhǔn)，時(shí)間常數(shù)為3.2S左右。這里取R49＝3.3MΩ，C27＝1μF，時(shí)間常數(shù)為3.3S。電容器C27選用漏電很小的金屬膜電容，以防止后級(jí)放大器的工作點(diǎn)漂移。當(dāng)切換導(dǎo)聯(lián)時(shí)，因極化電壓的改變，會(huì)引起R49C27充放電，為消除這一暫態(tài)過(guò)程，盡快進(jìn)入正常測(cè)量狀態(tài)，由電子開(kāi)關(guān)將電阻器R49短路，此時(shí)時(shí)間常數(shù)變?yōu)镽52C27，因電阻器R52很小，暫態(tài)過(guò)程很短。此暫態(tài)過(guò)程完成后，斷開(kāi)電子開(kāi)關(guān)即可進(jìn)入正常測(cè)量狀態(tài)。
D17A(TL2254)及其外圍元件構(gòu)成后級(jí)電壓放大器，為參考電壓，VR＝3.3/2＝1.65V，則D17A的輸出端直流電平為1.65V，以適合A/D轉(zhuǎn)換電壓為正值的需要。TL2254的電源電壓取±3.3V，輸出動(dòng)態(tài)范圍Vp-p可達(dá)到±3.2V。實(shí)際工作時(shí)，僅利用Vp-p的正值部分，即Vp-p取0.2-3.2V。D17A的基本電壓放大倍數(shù)Av＝R50/R55+1＝3300/100+1＝34倍?？紤]前置放大倍數(shù)，總電壓放大倍數(shù)為34×6.4＝217倍。當(dāng)希望更大的放大倍數(shù)時(shí)，可通過(guò)電子開(kāi)關(guān)在R55上并聯(lián)適當(dāng)大小的電阻。此功能由微處理器實(shí)現(xiàn)。接入電容器C55使D17A具有低通濾波特性。
本實(shí)用新型數(shù)據(jù)通信采用的是udp協(xié)議，這樣方便了遠(yuǎn)端的服務(wù)器程序接收，又安全可靠；在通信的底層本實(shí)用新型采用的時(shí)PPP協(xié)議(即以前的modem撥號(hào)上網(wǎng)方式，目前仍然有許多人在使用)，通過(guò)ppp撥號(hào)到當(dāng)?shù)氐膇sp服務(wù)端，由isp把ppp包文轉(zhuǎn)換成internet上的udp包再通過(guò)internet傳給我們的服務(wù)器端，這樣用戶(hù)只需要繳納本地?fù)芴?hào)上網(wǎng)的費(fèi)用，比起兩端完全電話(huà)modem傳輸數(shù)據(jù)的費(fèi)用要少很多；而且本實(shí)用新型的通信成本、方式、質(zhì)量、故障率都要有很大的改善。
本說(shuō)明書(shū)中未作詳細(xì)描述的內(nèi)容屬于本領(lǐng)域?qū)I(yè)技術(shù)人員公知的現(xiàn)有技術(shù)。
權(quán)利要求1.一種遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，由中心處理單元(MCU)和其連接的通訊接口電路構(gòu)成，其特征在于有一個(gè)檢測(cè)人體心電及血壓裝置的數(shù)據(jù)輸出端與中心處理單元(MCU)的數(shù)據(jù)線(xiàn)相連接，檢測(cè)人體心電及血壓裝置的控制輸入端與中心處理單元(MCU)的控制線(xiàn)相連接。
2.如權(quán)利要求1所述的遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，其特征在于檢測(cè)人體心電及血壓裝置由電源電路、血壓監(jiān)測(cè)電路和心電信號(hào)采集電路構(gòu)成，其中電源電路是由堿性干電池供電后通過(guò)電路輸出中心處理單元MCU、通訊接口電路、血壓監(jiān)測(cè)電路及心電信號(hào)采集電路所需電源，血壓監(jiān)測(cè)電路是采用示波法測(cè)量人體血壓，并將測(cè)量輸出信號(hào)提供給中心處理單元MCU，心電信號(hào)采集電路是利用威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路作導(dǎo)聯(lián)選擇，并將輸出信號(hào)提供給中心處理單元(MCU)。
3.如權(quán)利要求2所述的遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，其特征在于電源電路由直流-直流轉(zhuǎn)換電路及負(fù)電源電路構(gòu)成，其中直流-直流轉(zhuǎn)換電路由DC-DC轉(zhuǎn)換集成模塊(D15)及外圍電路構(gòu)成，轉(zhuǎn)換電路由堿性干電池供電，輸出中心處理單元(MCU)、通訊接口電路、血壓監(jiān)測(cè)電路及負(fù)電源電路所需電源，負(fù)電源電路輸出心電信號(hào)采集電路所需電源。
4.如權(quán)利要求2所述的遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，其特征在于血壓監(jiān)測(cè)電路由充氣電路、放氣電路及血壓信號(hào)監(jiān)測(cè)電路構(gòu)成，接收中心處理單元(MCU)的控制信號(hào)給測(cè)量血壓的腕帶充氣，放氣電路接收中心處理單元(MCU)的控制信號(hào)給測(cè)量血壓的腕帶放氣，血壓信號(hào)監(jiān)測(cè)電路由壓力傳感器及外圍電路構(gòu)成，壓力傳感器接收測(cè)量血壓的腕帶的壓力信號(hào)，并通過(guò)外圍電路將測(cè)量的信號(hào)給中心處理單元(MCU)。
5.如權(quán)利要求2所述的遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，其特征在于心電信號(hào)采集電路由威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路及外圍電路構(gòu)成，其中威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路數(shù)據(jù)輸入端連接一個(gè)輸入緩沖器的輸出端，其數(shù)據(jù)輸出端通過(guò)前置放大器和電壓放大器及含模數(shù)轉(zhuǎn)換器(A/D)的微處理器與中心處理單元MCU的數(shù)據(jù)線(xiàn)相連接，威爾遜網(wǎng)絡(luò)及導(dǎo)聯(lián)選擇電路還接收微處理器的控制信號(hào)，并輸出一個(gè)右腿驅(qū)動(dòng)信號(hào)給輸入緩沖器的右腿驅(qū)動(dòng)電極輸入端，輸入緩沖器的輸入端還連接有左手、右手、左腿驅(qū)動(dòng)電極和3個(gè)胸電極，電壓放大器同樣接收微處理器的控制信號(hào)。
6.如權(quán)利要求1所述的遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，其特征在于通訊接口電路包含以太網(wǎng)接口電路和/或 無(wú)線(xiàn)網(wǎng)接口電路和/或 紅外接口電路。
專(zhuān)利摘要本實(shí)用新型涉及一種遠(yuǎn)程人體心電、血壓監(jiān)護(hù)儀，由中心處理單元MCU和其連接的通訊接口電路構(gòu)成，其特點(diǎn)是有一個(gè)檢測(cè)人體心電及血壓裝置的數(shù)據(jù)輸出端與中心處理單元MCU的數(shù)據(jù)線(xiàn)相連接，檢測(cè)人體心電及血壓裝置的控制輸入端與中心處理單元MCU的控制線(xiàn)相連接。本實(shí)用新型選取最具特征性的三個(gè)導(dǎo)聯(lián)同步測(cè)量，提高了診斷的準(zhǔn)確性，方便了數(shù)據(jù)分析；將心電和血壓測(cè)量集成在一起，病人可以結(jié)合兩個(gè)參數(shù)請(qǐng)醫(yī)生為自己作更全面的病情分析；傳輸方式采用撥號(hào)上網(wǎng)或與計(jì)算機(jī)連接實(shí)現(xiàn)寬帶上網(wǎng)傳輸測(cè)量數(shù)據(jù)到服務(wù)中心，可實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)共享；數(shù)字化的傳輸與處理減小了多次模/數(shù)、數(shù)/模轉(zhuǎn)換，保證了測(cè)量數(shù)據(jù)的質(zhì)量。
文檔編號(hào)A61B5/0225GK2732182SQ20042001805
公開(kāi)日2005年10月12日 申請(qǐng)日期2004年5月13日 優(yōu)先權(quán)日2004年5月13日
發(fā)明者汪小平 申請(qǐng)人:汪小平