利用具有软件控制的AC响应的单个复用放大器通道对多个信号进行放大的方法和设备

摘要

一种用于放大多个信号的装置，包括：多个传感器，其中从多个传感器导出多个导联信号；对所述多个导联信号进行滤波和缓冲的多个低通滤波器和缓冲放大器；一个或多个复用器，其中来自所述多个低通滤波器和缓冲放大器的输出被输入到所述一个或多个复用器之一；单个放大器通道，其中所述一个或多个复用器的输出被输入到所述单个放大器通道；以及控制所述一个或多个复用器的微控制器，其中所述微控制器存储软件，所述软件从每个导联信号中一次一个地依次选择待连接到所述单个放大器通道的输入端的导联信号，其中所述单个放大器通道放大所有导联信号。所述单个放大器通道具有软件可编程的AC响应。

说明书

技术领域

本发明的实施例涉及复用单个模拟放大器通道以放大多个信号同时通 过软件控制放大器的交流AC响应的设备和方法。

背景技术

很多生物医学装置，例如心电描记术(ECG)、脑电描记术(EEG)、肌 电描记术(EMG)等需要放大从附着于患者的很多电极感测到的大量生物信 号。通常，这种设备使用同样的模拟放大器电路的重复的级来放大由电极 感测到的每个信号。这导致硬件、功耗、形状因子和成本增加。例如，典 型的12-导联(lead)ECG系统需要八个同样的模拟放大器通道来放大来自 附着于患者的10个电极的组合的信号。从八个放大后的信号以数学方法计 算出剩余的四个ECG信号。利用很多模拟元件实现每个ECG放大器通道。

通常，这种放大器需要从接近直流DC到几百赫兹的带通频率响应。例 如，诊断用ECG放大器需要从0.05Hz到150Hz的频率响应。为了实现0.05Hz 的高通频率响应，必须使用具有大时间常数的AC耦合放大器级，其具有长 的稳定时间(几秒种)。由于这种放大器通道的AC耦合(高通滤波器(HPF)) 级的稳定时间相当高，因此不可能将单个模拟放大器通道复用以放大多个 信号。

在常规ECG中，利用个体的差分放大器、高通滤波器、增益放大器和 抗混叠滤波器实现八个ECG通道中的每一个。如果N等于相同放大器通道 的数量(对于12导联ECG来说N＝8)，C等于每个通道的电子元件数量，F 等于RL驱动器电路和输入缓冲器所需的元件，那么实现常规12-导联放大 器系统所需的电子元件的总数量等于(N×C)+F。总地来说，同样的放大 器通道中的元件总数比RL驱动器和输入缓冲器中的元件数高得多。因此， N×C>>F。元件数量增加提高了印刷电路板的复杂性、成本和形状因子并造 成较高的功耗。

此外，在常规ECG中，模拟元件老化以及诸如温度变动等环境因素也 能够导致测量信号的漂移和伪像。由于每个ECG通道在物理上都是独立的， 每个ECG通道都因为环境和元件的变动而经受不同的漂移。

附图说明

图1示出了根据本发明实施例的单个复用12-导联ECG放大器。

图2示出了图1的可编程增益放大器的输出端的典型波形，以例示根 据本发明实施例的ECG放大周期的定时。

图3示出了在ECG导联信号的ECG导联选择、数字化、DC偏移减去和 放大期间的事件的流程。

图4为图3的继续。

图5示出了对于特定的ECG导联而言的图1的可编程增益放大器的正 输入端的波形。

图6示出了对于与图5中相同的ECG导联而言的图1的可编程增益放 大器的负输入端的经反馈的用于减去的无偏移电压的波形。

图7示出了对于与图5中相同的ECG导联而言的图1的可编程增益放 大器(PGA)160的输出端的减去DC偏移并放大后的ECG波形。

具体实施方式

在以下详细描述中，给出了12导联ECG单个复用放大器通道应用以示 范本发明的实施例的工作方式和效用，但不应被视为限制性意义。本文所 述的信号放大技术可用于在不同应用中放大多种模拟信号，所述应用例如 为脉冲血氧定量法、非侵入式血压测量、肌电描记术(EMG)、脑电描记术 (EEG)等，它们需要放大叠加在静态以及时变DC偏移上的低电压、低频 信号。还可以将这种信号放大技术扩展到需要放大来自各种传感器的信号 的其他产业和控制应用。

12导联ECG系统需要放大由附着于患者的10个电极的组合感测到的至 少八个不同ECG导联信号。ECG信号处于1mV的量级并叠加在0到250mV之 间任意位置的DC偏移上。对于不同的电极组合而言DC偏移是不同的。此 外，这些DC偏移电压也会发生漂移，这可能会导致ECG信号基线的漂移。

为了将1mV的ECG放大到例如1V，需要从ECG信号消除高得多的DC电 势(该电势是无关的)，使得增益放大器不会变得饱和。

诊断-质量ECG所需的放大器频率响应为0.05Hz到150Hz，而对于监测 -质量ECG，所需的放大器频率响应为0.5Hz到40Hz。

为了实现0.05Hz或0.5Hz的高通频率响应，必须使用具有大时间常数 和长稳定时间(几秒种)的AC耦合放大器级。由于这种放大器通道的AC 耦合(高通滤波器(HPF))级的稳定时间相当高，因此不可能将单个模拟 放大器通道复用以放大多个信号。

这里所述的本发明的实施例能够利用具有软件控制的AC响应的单个复 用放大器通道来放大多个信号，并解决与复用稳定时间长的AC耦合放大器 相关的问题。本发明的实施例可以减小硬件元件的数量、功耗、形状因子、 成本，还提供了额外的优点，例如可进行软件编程的AC响应、特征得到增 强且稳定性提高。

根据本发明的实施例，一种用于放大多导联信号的设备包括：复用器， 其中导联信号被输入到该复用器；单个放大器通道，其中复用器的输出被 输入到单个放大器通道；以及控制复用器的微控制器，其中微控制器存储 软件，该软件依次地从每个导联信号中一次选出一个待连接到单个放大器 通道的输入端的信号，其中单个放大器通道放大所有的导联信号。

根据本实施例，该单个模拟放大器通道可以包括差分放大器、可编程 增益放大器和抗混叠滤波器。模拟到数字转换器和数字到模拟转换器可以 在微控制器之外或可以包括在微控制器之内。可以将选定的导联信号连接 到差分放大器的输入端，并且可以将差分放大器的输出馈送到可编程增益 放大器的输入端以实现DC偏移的消除和进一步的放大。可以用抗混叠滤波 器对可编程增益放大器的输出进行滤波，并且可以用微控制器的模拟到数 字转换器对抗混叠滤波器的输出进行数字化。然后微控制器可以选择下一 个待利用模拟复用器放大的导联信号。

根据本发明的实施例，微控制器可以存储软件，该软件通过计算每个 数字化导联的电压信号的DC偏移、利用数字到模拟转换器将DC偏移转换 成摸拟表示、并在下一放大周期中从同一导联信号中减去DC偏移，从而模 拟高通滤波器以消除DC偏移。该软件为每个导联信号模拟了一个低通滤波 器级。根据实施例，每个低通滤波器计算并跟踪每个数字化导联信号中存 在的时变DC偏移。如果特定导联的低通数字滤波器的输出饱和了，则快速 基线恢复算法会使低通数字滤波器和可编程增益放大器不再饱和。可以通 过改变软件中滤波器的系数而将每个低通数字滤波器的频率响应改变成期 望值，其中可以在软件中对AC频率响应进行编程。

根据另一实施例，可编程增益放大器的最大增益受到数字到模拟转换 器的分辨率与模拟到数字转换器的分辨率之比的限制，以防止信号失真同 时消除DC偏移。根据又一实施例，通过软件控制和改变单通道放大器的AC 响应。

根据本发明的另一实施例，提供了一种放大多个信号的方法。该方法 包括：通过在电极的组合上执行差分电压测量来获得多个导联信号；一次 一个地依次选择每个导联信号以连接到单个放大器通道的输入端；在所有 导联信号之间以循环次序对单个放大器通道进行时间-分割，为每个所采样 的导联信号计算DC漂移，在相应导联信号的下一样本中从每个相应的所采 样的导联信号中减去DC漂移。根据本实施例，该单个模拟放大器通道放大 所有的导联信号。

图1示出了根据本发明实施例设计的12导联ECG放大器系统。

十个ECG电极连接到患者的身体以测量12导联ECG。根据它们连接在 患者身体上的位置，将电极指定为RA(右臂)、LA(左臂)、LL(左腿)、RL (右腿)、V1到V6(连接到胸部各位置的电极)。利用十根导线将这些电极 连接到放大器电路。

ECG“导联”是通过在以上电极的组合上进行差分电压测量导出的。例 如，使用在差分放大器150处测量到的BLL(来自左腿电极的缓冲信号)和 BRA(来自右臂电极的缓冲信号)之间的差分电压来导出ECG导联2(L2) 信号。类似地，通过差分测量导出其他ECG导联信号。

典型的12导联ECG系统需要对八个ECG导联信号进行模拟放大，其余 四个ECG导联信号是通过数学方法从八个被放大的ECG导联信号计算得到 的。参考图1，需要模拟放大的典型的八个ECG导联组合如下：

ECG导联2＝L2＝BLL-BRA

ECG导联3＝L3＝BLL-BLA

ECG导联V1＝V1＝BV1-C，其中C＝(BRA+BLA+BLL)/3，且BV1 到BV6为来自胸部电极的缓冲信号。

ECG导联V2＝V2＝BV2-C

ECG导联V3＝V3＝BV3-C

ECG导联V4＝V4-BV4-C

ECG导联V5＝V5＝BV5-C

ECG导联V6＝V6＝BV6-C

在RL驱动器电路130处利用反相求和放大器(未示出)求出来自RA、 RL和LL电极的信号平均值并将其反馈到右腿电极参考电势，以降低共模噪 声。

由模拟低通滤波器和缓冲放大器120a到120i对ECG信号进行滤波和 缓冲，以防止高频进入放大器级。低通滤波器和缓冲放大器120a到120i 的输出端连接到两个8到1模拟复用器140a和140b的输入端，从而能够 选择所需的ECG导联。这些模拟复用器140a和140b的控制管脚受到微控 制器220的数字输入/输出管脚(DIO)210的控制。

微控制器软件依次从八个ECG导联组合中一次选择一个来连接到由差 分放大器150、可编程增益放大器(PGA)160和抗混叠滤波器170形成的 单个模拟放大器通道的正负输入端。

如上所述，利用差分放大器级放大两个或更多电极的组合上的差分电 压来导出ECG导联。根据本发明的实施例，使用单个模拟放大器硬件通道 来放大所需的所有八个ECG导联信号。为了放大全部八个ECG导联信号， 微控制器以循环次序在所有八个ECG导联之间切换(即时间分割)放大器 通道，对于诊断-质量ECG来说典型的速率是每个导联每秒钟500次。

在每个放大周期中，微控制器利用其数字输入/输出管脚(DIO)210控 制模拟复用器140a和140b，从而选择待放大的ECG导联。将所选择的ECG 导联连接到差分放大器150的输入端。将差分放大器150的输出馈送到可 编程增益放大器(PGA)160的输入端，以消除DC偏移并进一步进行放大。 利用抗混叠滤波器170对可编程增益放大器160的输出进行滤波并随后利 用模拟到数字转换器(A/D)180对其进行数字化。然后微控制器利用模拟 复用器140a和140b选择下一个待放大的ECG导联信号，并以类似方式对 该导联信号进行放大和数字化。在每个放大周期中，由微控制器220以循 环的次序(一次一个ECG导联)选择所有八个ECG导联组合，将其连接到 差分放大器150的输入端，消除DC偏移之后进行放大，并随后进行数字化。 数字到模拟转换器(D/A)200和模拟到数字转换器180可以在微控制器之 内或之外。

例如，对于诊断-质量ECG来说，以每秒500周期的速率不断重复放大 周期。结果，以(八个ECG导联信号×500周期＝)每秒4000次的速率切换 单个放大器通道。

这样选择运算放大器和相关的元件值，使得模拟放大器通道的典型稳 定时间远低于200微秒，对于这种切换速率而言这是足够的。

为了实现超低频响应(0.05Hz)，在常规ECG模拟放大器通道中需要时 间常数和稳定时间为几秒的AC耦合级(用于消除DC的高通滤波器)。

为了避免硬件中的稳定时间过长(这会使快速复用单个放大器通道效 率低下)，根据本发明的实施例通过微控制器程序存储器内部的软件的实施 来模拟硬件DC消除级(高通滤波器)。

根据本发明的实施例，在微控制器220软件中的低通数字滤波器(LPDF) 190a级(每个待放大的ECG导联一个LPDF)、数字到模拟转换器(D/A)200 和可编程增益放大器(PGA)160的帮助下，以数字方式模拟了复用的放大 器通道中的模拟AC耦合硬件级(也称为高通滤波器级)。

优选地，由每个数字化ECG导联的信号计算DC偏移电压，利用数字到 模拟转换器200将其转换成摸拟表示并在其下一个放大周期中从同一ECG 导联的信号中减去它，从而完成连续的DC偏移的跟踪和消除。

在硬件中将单个放大器通道设计为DC放大器，通过低通数字滤波器 (LPDF)190a完成DC偏移的计算和跟踪并在可编程增益放大器160处从信 号中减去DC。

如上所述，根据本发明的实施例，微控制器软件具有在软件中实现的 八个低通数字滤波器(LPDF)190a的独立的级，每一级用于待放大的每个 ECG导联信号。每个待放大的ECG导联需要一个软件实现的低通数字滤波器。 可以通过改变软件中的滤波器系数值来改变低通数字滤波器的截止频率。 每个相应的低通数字滤波器(LPDF)190a的输出都是通过计算从ECG信号 提取出来的时变DC偏移(即DC漂移)。根据本发明的其他实施例，可以用 算法的不同实施方式，例如滑动平均滤波器、加权平均滤波器等来代替低 通数字滤波器，而同时执行DC偏移计算的相同功能。

根据图1所示的本发明实施例，微控制器220将个体ECG导联信号的 数字表示传送到它们对应的低通数字滤波器软件例程190a以计算和跟踪相 应的ECG导联信号中存在的DC偏移并在其存储器中存储每个ECG信号中存 在的DC偏移的数字值。

每个放大周期由按照次序一个接一个地对全部八个ECG导联信号进行 DC校正和放大的过程构成。在程序开始处配置微控制器的定时器，以在等 于每个ECG导联所需采样速率的倒数的周期间隔时触发新的放大周期。例 如，对于诊断-质量ECG来说，需要每个ECG导联每秒500次采样的采样速 率，将周期性放大周期之间的时长编程为等于1/500秒＝2毫秒。

参考图1，在每个放大周期中，微控制器220首先利用其数字输入/输 出管脚(DIO)210来配置模拟复用器140a和140b的控制管脚，从而选择 待放大的(八个中的一个)ECG导联。然后，微控制器220将在其前一放大 周期中为选定的ECG导联所计算的DC偏移数字值馈送到数字到模拟转换器 (D/A)200并产生被称为零点偏移(Null-Offset)电压的等价模拟电压。 在可编程增益放大器(PGA)160处从选定的ECG导联信号中减去该零点偏 移电压，以使ECG信号中的DC偏移为零(如果有的话)。可编程增益放大 器160的输出是针对选定的ECG导联的减去了DC并经过放大的ECG信号。

微控制器利用模拟到数字转换器(A/D)180对经抗混叠滤波器170滤 波的可编程增益放大器160的输出进行数字化，并将其转换成数字表示。 微控制器将选定的ECG导联信号的数字表示发送到计算机，还将其馈送到 选定的ECG导联的低通数字滤波器(LPDF)190a的输入端以进行DC偏移的 计算和跟踪。低通数字滤波器190a的输出为所计算的DC偏移给出新的数 字值。在存储器中存储这一新计算出的DC偏移数字值，用于在同一ECG导 联的下一放大周期中从ECG导联信号中减去。一旦针对一个ECG导联完成 上述DC消除和放大过程，微控制器220就利用模拟复用器140a和140b选 择下一个要放大的ECG导联信号并针对该ECG导联重复上述过程。类似地， 微控制器对所有八个待放大的ECG导联信号重复以上放大过程。一旦在放 大周期中放大了所有八个ECG导联信号，微控制器220等待其计时器触发 下一个放大周期。

优选使用数字到模拟转换器(D/A)200的输出端处的缓冲衰减器240 将数字到模拟转换器的全刻度输出电压范围映射到所需的DC偏移消除电压 范围上。结果，能够为减去DC获得数字到模拟转换器电压阶跃的最大分辨 率。如果未使用衰减器功能，那么缓冲衰减器240级执行仅缓冲数字到模 拟转换器200的输出的功能。

每个ECG导联的软件低通数字滤波器(LPDF)190a计算并密切跟踪数 字化ECG导联信号中存在的时变DC偏移(即，LPDF跟踪DC漂移)。在可编 程增益放大器(PGA)160处将在其前一放大周期中为特定ECG导联计算的 DC偏移转换成对应的等价模拟电压并从同一ECG导联信号将其减去。

通过改变软件中的滤波器的系数可以将低通数字滤波器(LPDF)190a 的频率响应改变成任何期望值。例如，对于诊断-质量ECG来说，可以将低 通数字滤波器配置成在0.05Hz具有频率截止，而对于监测-质量ECG来说， 可以将低通数字滤波器配置成在0.5Hz处具有频率截止。相应的低通数字 滤波器的输出为所计算和提取的DC偏移，低于其经编程的截止频率。与 0.05Hz的频率截止设置的低通数字滤波器相比，频率截止为0.5Hz的低通 数字滤波器的输出跟踪DC偏移要快得多(并具有更少的稳定时间)。在其 下一放大周期中从同一ECG导联信号中减去每个ECG导联的低通数字滤波 器的输出(即提取的DC漂移)，结果，在PGA放大器160的输出端消除了 DC漂移。

(利用低通数字滤波器)从信号提取DC时变DC偏移并从同一信号中 减去该DC时变DC偏移(即DC漂移)得到的结果类似于在差分放大器150 和可编程增益放大器(PGA)160之间具有硬件高通滤波器(HPF)级(其具 有与低通数字滤波器相同的截止频率)。结果，改变低通数字滤波器190a 的(较高)截止频率导致放大器通道的模拟高通滤波器响应的(较低)截 止频率发生类似变化。例如，当从同一ECG导联的信号中减去截止频率被 编程为0.5Hz的特定ECG导联的低通数字滤波器的输出时，放大器通道表 现出类似于信号路径中0.5Hz高通滤波器的频率响应。

从而，放大器通道能够针对每个ECG导联表现出独立的AC(高通滤波 器)频率响应，且可以通过在软件中对对应的ECG导联的低通数字滤波器 190a的频率响应进行编程来对所述AC频率响应进行编程。这种技术使得复 用的放大器通道硬件能够在不延长放大器通道的稳定时间的情况下具有高 达DC的软件可编程AC响应。

为了防止信号失真并同时消除DC漂移，必须通过数字到模拟转换器 (D/A)200的分辨率与模拟到数字转换器(A/D)180的分辨率之比来限制 可编程增益放大器(PGA)160的最大可能增益。例如，如果数字到模拟转 换器200具有16比特分辨率，而所需的模拟到数字转换器180的分辨率为 10比特分辨率，那么必须将可编程增益放大器160的最大可能增益限制到 64(即2¹⁶/2¹⁰)。必须限制可编程增益放大器160的增益以确保数字到模拟 转换器(D/A)200保持能够提供充分小的电压阶跃以进行DC减去，而不会 使放大的输出失真。可以通过增大数字到模拟转换器200的分辨率或通过 减小模拟到数字转换器180的分辨率或者通过二者来提高可编程增益放大 器160的最大容许增益极限。

如果可编程增益放大器(PGA)160具有大于1的增益，且ECG信号中 存在的DC偏移突然变化较大的量值，低通数字滤波器(LPDF)190a的输出 会饱和，而低通数字滤波器190a不再能够跟踪信号中存在的DC分量。例 如，如果模拟到数字转换器(A/D)180和数字到模拟转换器(D/A)200的 全刻度范围为3伏，可编程增益放大器160的增益为10，低通数字滤波器 190a能够跟踪高达3伏全刻度电压范围的1/10(即高达0.3伏)的突然DC 偏移变化，之后，低通数字滤波器的输出会饱和。在这种情形下，只要特 定ECG导联的低通数字滤波器(LPDF)190a的输出饱和，就可以使用(针 对特定ECG导联的)快速基线恢复算法(QBRA)190b来使低通数字滤波器 190a和可编程增益放大器(PGA)160脱离饱和状态。

低通数字滤波器190a的数字输出被称为LPDF_DC。如果特定ECG导联 的低通数字滤波器(LPDF)190a的数字输出达到饱和，就将ECG信号的数 字表示(等价于PGA160经滤波后的输出)发送到该特定ECG导联的快速 基线恢复算法(QBRA)190b而不是将它们发送到低通数字滤波器(LPDF) 190a。然后，启用特定ECG导联的快速基线恢复算法(QBRA)190b并禁用 低通数字滤波器190a，直到QBRA190b将ECG信号的基线恢复到所需的数 字基线值(BASE_VAL)为止。在该特定ECG导联的几个随后的放大周期期 间，快速基线恢复算法(QBRA)190b检查该特定ECG导联的信号的数字表 示，根据该信号是处于正饱和还是负饱和，QBRA190b以固定的步长增大或 减小发送给数字到模拟转换器(D/A)200的数字值，以相应地增大或减小 该特定ECG导联的零点偏移电压。结果，零点偏移电压迅速接近ECG信号 中存在的DC偏移。当零点偏移电压等于ECG信号中存在的DC偏移时，将 特定ECG信号的基线恢复到其所需的基线值(BASE_VAL)。在存储器中保存 零点偏移电压等于信号中存在的DC偏移时的数字到模拟转换器(D/A)200 的数字输入值(称为DA_VAL)(即将ECG基线恢复到其所需的基线值处的 DA_VAL)并将其命名为QBRA_DC。一旦将特定ECG导联信号恢复到其所需的 数字基线值(BASE_VAL)，就禁用快速基线恢复算法(QBRA)190b，将低通 数字滤波器(LPDF)190a的输出重新初始化到所需的基线值(BASE_VAL)， 然后针对该特定ECG导联重新启用低通数字滤波器190a。自此以后(即在 基线恢复之后)，通过其低通数字滤波器190a传递该特定ECG信号的数字 表示，且低通数字滤波器的输出(命名为LPDF_DC)开始跟踪ECG信号中存 在的DC偏移。自此以后，只要DC漂移的频率低于低通数字滤波器的截止 频率，低通数字滤波器190a就能够在模拟到数字转换器180的整个全刻度 范围(即，以上范例中的3伏)上跟踪ECG信号中存在的DC偏移。当低通 数字滤波器工作时，通过下面的方程计算待馈送给数字到模拟转换器(D/A) 200以生成零点偏移的数字值(DA_VAL)：

DA_VAL＝QBRA_DC+(LPDF_DC-BASE_VAL)×K，其中K为常数。

假设缓冲衰减器240不会衰减数字到模拟转换器200的输出，并假设 模拟到数字转换器180和数字到模拟转换器200具有相同的全刻度电压范 围，则可以利用以下方程计算K的值：

K＝(D/A分辨率)/(A/D分辨率×PGA增益)

微控制器220的输出(DIO)210管脚在软件控制下提供可编程的增益。 放大器通道可以具有对于每个ECG导联信号而言独立的可编程增益，无需 过多增加硬件元件的数量。

还可以通过软件控制配置抗混叠滤波器170，且根据应用(考虑到每个 信号的采样速率以及待放大的信号数量)也可以由微控制器(利用DIO管 脚210)针对不同的频率截止配置抗混叠滤波器，以匹配所需的带宽并减少 高频噪声。此外，还可以通过对每个放大的模拟样品进行多次(通常为四 次)模拟到数字测量并对其求平均来计算平均数字表示，以实现抗混叠功 能，从而减少噪声。

图2示出了用于放大八个ECG导联信号的典型放大序列，通过根据本 发明实施例的可编程增益放大器(PGA)160的输出端的波形示出。参考图 2，CH1到CH8代表对应于表示待放大的八个ECG导联信号的名称的L2、L3 和V1到V6的放大器通道序号。每个ECG放大周期301依次包括所有八个 ECG导联信号的ECG导联选择(即切换)、DC消除和放大。一旦全部八个ECG 导联信号都被放大了，则放大器保持空闲302，直到下一放大周期为止。例 如，对于诊断-质量ECG而言，ECG导联放大周期以每秒500次的速率不断 周期性重复，对于监测-质量ECG而言，以每秒200次的速率不断周期性重 复。对于以上范例，对于诊断-质量ECG而言，放大周期每2毫秒重复一次， 对于监测-质量ECG而言，每5毫秒重复一次。放大周期之间的间隔303以 及放大周期的时长301可由软件编程。

图3和图4示出了在根据本发明实施例的ECG导联信号的ECG导联选 择、DC消除、放大和数字化期间的事件的流程。图4为图3的延续。参考 图3，在401，以初始设置配置放大器通道，例如第一个待放大的ECG导联、 可编程增益放大器(PGA)160的增益以及用于选定的ECG导联的抗混叠滤 波器170的截止频率设置。而且，在软件中将所有ECG导联的低通数字滤 波器(LPDF)190a的输出初始化到所需的基线值(BASE_VAL)。微控制器对 其内部计时器进行编程以按照所需采样速率触发放大周期(例如，对于诊 断-质量ECG、每导联每秒500次采样的采样速率而言，每2ms触发一次)， 并启动计时器。然后，在402，如果所需增益不同于当前设置的增益，则利 用数字输入/输出管脚(DIO)210改变可编程增益放大器的增益。而且，如 果所需设置与当前设置不同，可以改变抗混叠滤波器170的截止频率，在 403，将在选定的ECG导联的上一放大周期中所计算的计算DC偏移的数字 值(即，利用低通数字滤波器的输出或快速基线恢复算法的输出计算的 DA_VAL)馈送到数字到模拟转换器(D/A)200。如果当前放大周期为第一 周期，将等于零的DC偏移值馈送到D/A200。然后，在404，启用数字到 模拟转换器(D/A)200以为选定的ECG导联生成被称为“零点偏移”电压 的等价模拟电压。“零点偏移”电压连接到可编程增益放大器(PGA)160的 负输入端。在405，可编程增益放大器(PGA)160从选定的ECG导联信号 中减去“零点偏移”电压并对所得信号进行放大。可编程增益放大器的输 出是减去DC且经过放大的ECG信号。然后在406，通过模拟到数字转换器 (A/D)180对经过抗混叠滤波器170滤波的可编程增益放大器(PGA)160 的输出进行数字化并将其转换成数字表示。在407，将经过DC校正且被放 大的ECG导联信号的该数字表示保存在存储器中，还发送到计算机。QBRA_ 运行_标志是一个软件变量，只要QBRA是运行的(即，直到基线恢复过程 运行之前)，由快速基线恢复算法(QBRA)190b将该变量设置为真。在408， 微控制器检查(选定的ECG导联的)低通数字滤波器(LPDF)190a的输出 是否饱和以及变量QBRA_运行_标志是否被设置为真。如果满足上述条件中 的任一个，就在409激活快速基线恢复算法(QBRA)190b，并将QBRA_运行 _标志设置为真。直到ECG信号基线被恢复到所需的数字基线值(BASE_VAL) 之前，QBRA 190b都保持运行。在409、410、411和412处进行快速基线恢 复过程，这些方框包括快速基线恢复算法(QBRA)190b。在410，微控制器 检查选定的ECG导联信号是否被恢复到所需的数字基线值(BASE_VAL)。否 则，然后在411，微控制器通过增大或减小馈送给数字到模拟转换器(D/A) 200的数字值(DA_VAL)，在选定的ECG导联的每个放大周期中以固定步长 线性增大或线性减小(根据ECG信号是正饱和还是负饱和)零点偏移电压。 结果，在几个放大周期之后，零点偏移电压接近ECG信号中存在的DC偏移。 由于在选定的ECG导联的每个放大周期中在可编程增益放大器(PGA)160 处都从ECG信号减去零点偏移，因此在零点偏移等于信号中存在的DC偏移 时，ECG信号被恢复到其所需的基线值(BASE_VAL)。一旦将ECG基线恢复 到其所需基线值(BASE_VAL)，410处的状态返回到“是”，然后程序在412 处停止快速基线恢复算法(QBRA)190b并将QBRA_运行_标志设置为假。而 且，在412，在存储器中将零点偏移等于信号中的DC偏移时的馈送到数字 到模拟转换器200的数字值(DA_VAL)保存为QBRA_DC。一旦将ECG信号基 线恢复到其所需的数字基线值(BASE_VAL)，就禁用该ECG导联的快速基线 恢复算法(QBRA)190b，将低通数字滤波器(LPDF)190a的输出重新初始 化到所需的基线值(BASE_VAL)，然后重新启用用于该选定的ECG导联的低 通数字滤波器190a。自此以后(在基线恢复之后)，在当前和后续放大周期 中，在图5的501将选定的ECG导联信号的数字表示输入到其对应的低通 数字滤波器(LPDF)190a，该低通数字滤波器的输出值(LPDF_DC)开始跟 踪ECG信号中存在的DC偏移。而且，在501，如上所述，利用下面的方程 用低通数字滤波器的输出LPDF_DC计算将在同一ECG导联的下一放大周期 中馈送给数字到模拟转换器(D/A)200(以产生零点偏移电压)的数字值 (DA_VAL)：

DA_VAL＝QBRA_DC+(LPDF_DC-BASE_VAL)×K

在502，在存储器中存储待馈送到数字到模拟转换器(D/A)200的这 一新计算的DC偏移值(DA_VAL)。在同一ECG导联的下一放大周期中将该 DA_VAL用作馈送给数字到模拟转换器(D/A)200的输入，以产生等价的零 点偏移电压，以在同一ECG导联的下一次采样中减去该零点偏移电压。在 503，微控制器检查在当前放大周期中是否对所有八个ECG导联信号都重复 并完成了上述过程。如果在当前放大周期中未(通过上述过程)完成对所 有八个ECG导联的放大和数字化，那么在507，如图1所示，微控制器220 利用模拟复用器140a和140b选择待放大的下一个ECG导联。当针对所有 八个ECG导联信号完成上述放大和数字化过程时，微控制器在504和505 处等待，直到系统定时器(在以上范例中其被配置为每2毫秒触发一次) 产生下一放大周期的触发信号为止。在图2中将该等待时段示为“空闲时 间”302。在接收到下一放大周期的触发信号时，微控制器220在506处利 用模拟复用器140a和140b(图1所示)选择ECG导联，从而选择要在新的 放大周期中第一个被放大的ECG导联(即导联2或L2，与通道序号CH1相 同)，程序控制再次传递到402。在新的放大周期中，如上所述对所有八个 ECG导联进行DC校正、放大和数字化，然后微控制器220再次等待下一次 计时器触发，以开始新的放大周期。以等于每个ECG导联信号所需采样速 率的速率(例如，对诊断-质量ECG而言，以每秒500个放大周期的速率) 不断重复放大周期。

图5、图6和图7针对特定ECG导联示出了在复用的单个放大器通道中 不同位置处的时间同步的典型波形。

具体而言，图5示出了对于特定的ECG导联而言，可编程增益放大器 (PGA)160的正输入端处的波形。该波形示出了在较大和变化的DC偏移上 采样的ECG信号。

图6示出了对于与图5相同的ECG导联而言，可编程增益放大器(PGA) 160的负输入端处的被反馈以减去的零点偏移电压的波形。通过将计算DC 偏移(DA_VAL)馈送给数字到模拟转换器(D/A)200而产生零点偏移电压。 开始，由时段701表示，利用快速基线恢复算法(QBRA)190b的输出对计 算DC偏移DA_VAL进行计算。在时段701中，QBRA190b使零点偏移迅速而 线性地接近ECG信号中存在的DC偏移。在存储器中将零点偏移等于信号中 存在的DC偏移时数字到模拟转换器(D/A)200的输入端的数字值存储为 QBRA_DC，并示为703。当时段701末尾的零点偏移电压等于信号中存在的 DC偏移电压时，ECG信号的基线被恢复到其所需基线值(BASE_VAL)，停止 用于选定的ECG导联的快速基线恢复算法(QBRA)190b并激活选定的ECG 通道的低通数字滤波器(LPDF)190a。在702表示的时段期间低通数字滤 波器(LPDF)190a是运行的。在时段701之后(即在702中)，低通数字滤 波器(LPDF)190a的输出跟踪ECG信号中存在的DC偏移，将LPDF190a的 输出用于计算DC偏移(DA_VAL)，该DC偏移用于输入到数字到模拟转换器 (D/A)200，以产生零点偏移电压。

图7示出了用于与图5相同的ECG导联的可编程增益放大器(PGA)160 的输出端处的减去了DC漂移的ECG波形。在可编程增益放大器160从(图 5中的)输入的ECG波形减去(图6中的)计算零点偏移电压波形时，在可 编程增益放大器160的输出端得到该波形。在时段801中，在零点偏移电 压迅速接近输入ECG信号中存在的DC偏移并在PGA160处被从输入的ECG 信号减去的同时，由快速基线恢复算法(QBRA)190b迅速使可编程增益放 大器(PGA)160的输出脱离饱和。在时段801的末尾，当零点偏移电压等 于信号中的DC偏移时，ECG信号被恢复到由803表示的所需数字基线值 BASE_VAL。在时段802中，激活低通数字滤波器(LPDF)190a并用来跟踪 输入的ECG信号并从其中消除DC漂移。如在802中所示，从ECG信号消除 被低通数字滤波器(LPDF)190a跟踪的DC偏移。

如上所述，可以将实现常规的12导联ECG系统所需的电子元件总数表 示为N×C+F。然而，根据本发明的各实施例，可以将实现12导联ECG复用 放大器所需的电子元件数量表示为C+F而不是(N×C)+F。这样减小了形 状因子、印刷电路板复杂性、功耗和成本。

根据本发明的另一实施例，可以通过软件控制和改变放大器的AC响应。 例如，可以通过仅改变软件中的低通数字滤波器190a的系数，将用于诊断 -质量12导联ECG的放大器的AC频率响应设置为0.05Hz，或者将用于监测 -质量ECG的放大器的AC频率响应设置为0.5Hz。

根据本发明的实施例，可以为不同的ECG导联信号设置单独的增益而 无需增大硬件复杂性。

根据本发明的另一实施例，可以通过软件控制设置待放大的ECG信号 的数量。例如，可以配置复用的放大器通道，从而为诊断ECG放大八个ECG 导联信号，或者为监测ECG放大两个ECG导联信号，并保持放大器在其余 时间为空闲状态，以节省功耗。

根据本公开的另一个实施例，可以通过软件控制而针对不同的应用对 抗混叠滤波器170的频率响应进行不同的配置而无需增大硬件复杂性。这 样允许将该方法用在各种装置中而不是仅用在ECG放大器中。

根据本发明的实施例，由于所有信号都通过相同的放大器通道，因此 所有的ECG信号都得到均匀的放大。消除了因元件容差或环境波动而导致 的通道间增益差。所有ECG信号都受到同样的波动和同样的增益因子影响。

本申请公开了若干数值范围限制，即使在说明书中未一字不差地给出 精确范围限制，其也支持所公开数值范围之内的任意范围，因为可以在整 个所公开数值范围内实践本发明的实施例。最后，通过引用将在本申请中 引用的专利和公开文件(如果有的话)的全部公开内容整体并入本文。