一種新型的抗電刀干擾心電采集模塊

摘要： 本文提出了一種抗電刀干擾的高集成度心電采集模塊的實現(xiàn)方法。該模塊已作為心電OEM模塊應用于多參數(shù)監(jiān)護儀中。

關鍵詞： 電刀；直流放大；S-D型ADC；IAP

引言

隨著現(xiàn)代醫(yī)學和儀器技術的快速發(fā)展，先進的醫(yī)療儀器設備得到了廣泛的應用。如在手術室中，醫(yī)生用高頻電刀對病人進行組織切割和凝血，而同時還通過多生理參數(shù)監(jiān)護儀實時監(jiān)測病人的病情和發(fā)展趨勢，以便根據(jù)情況及時進行有效的處理。電刀使用時，其所產(chǎn)生電氣干擾會通過身體的傳導和輻射等多種途徑進入心電采集模塊，使心電波形的數(shù)據(jù)嚴重失真，心率計算發(fā)生錯誤，嚴重影響監(jiān)護儀的心電監(jiān)測性能。現(xiàn)代的監(jiān)護儀的發(fā)展趨向于模塊化、小型化和智能化，本文根據(jù)市場需求提出了一種抗電刀干擾心電采集模塊的實現(xiàn)方法，與傳統(tǒng)心電采集模塊相比，在性能相當?shù)那闆r下，模擬電路大為縮減，功耗降低，體積減小，適應了模塊設計中小型化、單片化、硬件軟件化的發(fā)展趨勢，具有很高的性價比。

心電采集模塊采用ADI公司的微控制芯片ADmC847作為核心，它具有8通道高精度的24位S-D型ADC，整合了片內(nèi)參考電平、電源管理、與2通道12位高精度DAC，支持ISP在線調(diào)試，外接32kHz晶振，通過鎖相環(huán)可工作在12MHz下。片內(nèi)還集成有62k字節(jié)的FLASH與8k字節(jié)的SRAM，片上外設資源包含有UART、SPI、雙I2C串行接口、3個定時器、看門狗和PWM等。心電采集模塊的系統(tǒng)框圖如圖1所示。心電信號的檢測利用微控制芯片內(nèi)集成的ADC進行的；液晶接口可以外接液晶模塊來進行獨立使用時的心電波形顯示；RS-232接口作為數(shù)據(jù)和程序傳輸接口，可以進行IAP和采樣數(shù)據(jù)上傳。
　　
模擬電路設計

模擬電路是模塊中直接與人體連接的電路，主要負責原始信號的調(diào)理。對于本文提出的心電模塊，其主要的要求是在處理過程中對電刀產(chǎn)生的干擾有足夠的抑制作用而同時保證心電信號不失真。心電模擬電路中常用的用來防止靜電、電除顫對器件損壞的保護電路，由于其設計方法比較成熟，本文并未涉及。

無源線性網(wǎng)絡設計

電刀相當于一個變頻變壓器，它的輸出電壓極高，并通過高電流密度使細胞氣化或干化以達到切割或凝血的目的。如美國Valleylab的Force FX型高頻電刀，當工作在單極凝血的噴射式凝血模式時，輸出的峰值電壓可高達9000V。為了抑制電刀的高壓高頻干擾，模塊模擬部分的最前端為一個無源線性網(wǎng)絡，網(wǎng)絡的電路圖如圖2所示。電刀產(chǎn)生的干擾主要以傳導的方式進入心電采集模塊，共模干擾和差模干擾同時存在。網(wǎng)絡為對稱式結(jié)構，兩路人體心電信號V11、V12分別輸入到對稱的兩個輸入端，大時間常數(shù)的阻容組合R3、C1、R4、C2用來衰減電刀產(chǎn)生的差模干擾，而R1、R2、C0則用來對共模干擾進行抑制。由于電路工作環(huán)境的特殊性，器件選取時需要綜合考慮系統(tǒng)的輸入阻抗、阻容的極限參數(shù)和衰減特性。在不使用電刀時，由于心電信號在濾波器的通帶范圍內(nèi)，心電信號幾乎無衰減的進入并聯(lián)差動放大器，而在電刀開啟后，由于其工作頻率遠高于濾波器的截止頻率，因而可以把它衰減到不足以影響后續(xù)電路的正常工作。濾波電路均采用無源線性元件電容和電阻，避免了非線性失真的引入。同時，無源線性網(wǎng)絡還采用了共模驅(qū)動技術，通過電阻R1、R2提取共模信號來驅(qū)動后級及右腿驅(qū)動電路，防止由于阻容元件的不匹配造成共模干擾轉(zhuǎn)變?yōu)椴钅８蓴_，以提高共模抑制比。用仿真軟件multisim2001對電路進行幅頻分析可見其良好的低通特性，在500kHz可以達到-80dB衰減。

放大電路

心電測量中，電極與人體皮膚表面接觸形成的半電池會產(chǎn)生極化電壓，它緩慢變化，表現(xiàn)為很低頻的噪聲信號，國家標準中規(guī)定極化電壓最大為300mV，遠大于心電信號。傳統(tǒng)的心電采集模塊設計中，由于采用的往往是精度比較低的逐次逼近型ADC，為避免放大器的飽和，采用了前置多級放大，并在中間加入了時間常數(shù)電路去除極化電壓，繼而對信號進行交流放大。由于放大器的輸入端存在寄生二極管或保護二極管，當電壓發(fā)生突變時，電容兩端的電壓不能發(fā)生突變，電流就會通過二極管和電阻對電容充電。國家標準中要求時間常數(shù)電路的時間常數(shù)不小于3.2s，所以當放大器的輸入端受到瞬間大脈沖的干擾(如電刀的啟停)或?qū)?lián)切換時，很容易會出現(xiàn)堵塞現(xiàn)象，這使得放大器需要很長時間才能使基線恢復到正常位置。另一方面，心電信號取自兩個標準導聯(lián)，如果以雙端模式輸入到ADC，則理論上其共模增益為0，即共模抑制比為無窮大。而采用了傳統(tǒng)的前置放大電路后，由于將雙端信號轉(zhuǎn)換成了單端信號，電路的共模抑制比下降了，而且還受到后級儀用放大器性能的制約。上述傳統(tǒng)電路的缺陷在本模塊中均得到了克服。

本文中的心電模塊利用了ADmC847中集成S-D型ADC，它具有24位的高分辨率、108Ω的輸入阻抗及差動輸入模式，通道前端含有PGA(程控增益放大器)，可以通過編程設置合適的輸入范圍。由于具有了足夠的分辨率，同時PGA可以保證信號占有足夠的動態(tài)范圍，所以原始信號基本不需要放大，或僅需要進行低倍的直流放大，即無需加入時間常數(shù)電路，這樣就避免了放大器的堵塞。據(jù)此，本模塊中放大電路只包含了一個有兩個運放組成的并聯(lián)差動放大電路，結(jié)構極為簡單，電路原理如圖3所示。無源線性網(wǎng)絡的輸出接至放大電路的輸入端，經(jīng)過低倍放大后以差分模式輸入到ADC中。在高分辨率的24位采樣結(jié)果中，通過軟件去除高位中極化電壓的影響，提取低位有效位的心電信號，恢復心電波形。這樣與傳統(tǒng)心電采集模塊相比，雖然增加了一部分的軟件處理量，但是以現(xiàn)有高性能的MCU處理速度來看，還遠沒有達到其處理極限。而與此同時，模擬電路部分的縮減，卻帶來模塊體積和功耗的降低和穩(wěn)定性的提高。

右腿驅(qū)動電路

工頻(50Hz)干擾是心電測量中最重要的干擾。僅靠前置放大器的高共模抑制比還不足以抑制工頻干擾，右腿驅(qū)動電路也是抑制工頻干擾的有效方法。本模塊采用人體共模電平信號(COM)與ADmC847 集成的DAC的輸出信號通過運算放大器做差動放大，把放大后信號作為右腿驅(qū)動信號。該方法不僅可以抑制50Hz工頻干擾，還可根據(jù)ADmC847檢測到的心電信號適當調(diào)整人體電平，便于ADC采樣。電路中同樣加入了阻容濾波器，防止電刀的高頻信號經(jīng)過右腿驅(qū)動電路竄入放大器。右腿驅(qū)動電路如圖4所示。
    
數(shù)字電路設計

ADmC847不僅具有豐富的數(shù)字資源可提供高達12M的運算速度，還具有良好的模擬接口，其高集成度極大的簡化了心電模塊的設計工作，為心電信號的實時監(jiān)控和后續(xù)處理提供了保障。本設計中心電信號經(jīng)過主ADC輸入通道采集，采用全差分輸入，雙極性配置，輸入緩沖使能且范圍為