隨著現代醫學和儀器技術的快速發展，先進的醫療儀器設備得到了廣泛的應用。如在手術室中，醫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監護儀實時監測病人的病情和發展趨勢，以便根據情況及時進行有效的處理。電刀使用時，其所產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，使心電波形的數據嚴重失真，心率計算發生錯誤，嚴重影響監護儀的心電監測性能。現代的監護儀的發展趨向于模塊化、小型化和智能化，本文根據市場需求提出了一種抗電刀干擾心電采集模塊的實現方法，與傳統心電采集模塊相比，在性能相當的情況下，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，整合了片內參考電平、電源管理、與2通道12位高精度DAC，支持ISP在線調試，外接32kHz晶振，通過鎖相環可工作在12MHz下。片內還集成有62k字節的FLASH與8k字節的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框圖如圖1所示。心電信號的檢測利用微控制芯片內集成的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接口作為數據和程序傳輸接口，可以進行IAP和采樣數據上傳。
　　
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，模塊模擬部分的前端為一個無源線性網絡，網絡的電路圖如圖2所示。電刀產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。網絡為對稱式結構，兩路人體心電信號V11、V12分別輸入到對稱的兩個輸入端，大時間常數的阻容組合R3、C1、R4、C2用來衰減電刀產生的差模干擾，而R1、R2、C0則用來對共模干擾進行抑制。由于電路工作環境的特殊性，器件選取時需要綜合考慮系統的輸入阻抗、阻容的極限參數和衰減特性。在不使用電刀時，由于心電信號在濾波器的通帶范圍內，心電信號幾乎無衰減的進入并聯差動放大器，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，無源線性網絡還采用了共模驅動技術，通過電阻R1、R2提取共模信號來驅動后級及右腿驅動電路，防止由于阻容元件的不匹配造成共模干擾轉變為差模干擾，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生極化電壓，它緩慢變化，表現為很低頻的噪聲信號，國家標準中規定極化電壓為300mV，遠大于心電信號。傳統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，當電壓發生突變時，電容兩端的電壓不能發生突變，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電路的時間常數不小于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)或導聯切換時，很容易會出現堵塞現象，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，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。而采用了傳統的前置放大電路后，由于將雙端信號轉換成了單端信號，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電路，這樣就避免了放大器的堵塞。據此，本模塊中放大電路只包含了一個有兩個運放組成的并聯差動放大電路，結構極為簡單，電路原理如圖3所示。無源線性網絡的輸出接至放大電路的輸入端，經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定性的提高。

右腿驅動電路

　　工頻(50Hz)干擾是心電測量中重要的干擾。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動信號。該方法不僅可以抑制50Hz工頻干擾，還可根據ADmC847檢測到的心電信號適當調整人體電平，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過右腿驅動電路竄入放大器。右腿驅動電路如圖4所示。

數字電路設計

　　ADmC847不僅具有豐富的數字資源可提供高達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控和后續處理提供了保障。本設計中心電信號經過主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±2.56V。采樣數據可直接通過串口送至上位機處理，也可在模塊內使用自適應相干模板法先進行軟件濾波再上傳。 　　
IAP實現

　　ADmC847提供了一種用戶下載(ULOAD)模式，可以對其進行在應用編程(IAP)。通過在代碼空間高6K字節空間上(位于用戶程序存儲器E000H—F7FFH)編寫Bootloader，可以用我們自定義的協議將應用軟件下載到程序空間的低56K上，而不需要模塊硬件上有絲毫的改動。用戶可以將模塊串口與PC連接，利用我們提供的PC及軟件，遠程下載的軟件，實現產品軟件升級換代。Bootloader程序流程圖如圖5所示。

結語

　　本文介紹的心電采集模塊是對傳統心電模塊電路結構上的創新，已經作為心電OEM模塊應用于術中多參數監護儀中，也可以作為獨立的心電模塊進行術中心電波形的監視儀。實際應用表明，該電路以很少的元件數量、簡單的電路結構實現了高性能的心電信號數據采集，同時對高頻電刀干擾有很強的抑制作用，具有很高的性價比。利用產品集成的IAP技術，可以直接通過串口實現本地或遠程下載、更新軟件，降低了產品的維護成本。
　　
參考文獻：

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