專利名稱：一種高頻電刀干擾抑制電路的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本實(shí)用新型涉及醫(yī)療診斷用的測(cè)量或監(jiān)護(hù)設(shè)備，尤其涉及心電測(cè)量及監(jiān)護(hù)設(shè)備中的高頻電刀干擾抑制電路。
背景技術(shù)：
電刀(ESU)是一種進(jìn)行組織切割和凝血的電外科器械，它將220V/50HZ的低壓低頻電流經(jīng)變頻變壓、功率放大轉(zhuǎn)換為功率400 ΙΟΟΟΚΗζ、電壓幾千甚至上萬(wàn)伏的高頻電流，通過(guò)有效電極通過(guò)高電流密度作用于人體從而達(dá)到切割和凝血的目地。手術(shù)過(guò)程中，對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行監(jiān)護(hù)是必不可少的。然而在電刀使用時(shí)，其所產(chǎn)生的電磁干擾會(huì)通過(guò)身體的傳導(dǎo)和輻射等多種途徑進(jìn)入心電采集模塊，使得心電監(jiān)護(hù)儀難以得到正確的心電數(shù)據(jù)，醫(yī)生不能及時(shí)、有效、準(zhǔn)確的了解患者的狀況。中國(guó)專利公開號(hào)CN 1806751 A，
公開日為2006年7月沈日的發(fā)明專利公開了一種抗高頻電刀心電監(jiān)護(hù)模塊，包括阻容濾波器、鉗位保護(hù)電路、共模驅(qū)動(dòng)電路、右腿驅(qū)動(dòng)電路和并聯(lián)差動(dòng)放大器，雖然該專利能夠較好的抑制高頻電刀干擾，但由于干擾信號(hào)頻率很高，混雜有高頻信號(hào)的心電信號(hào)的頻率也會(huì)很高，這樣將會(huì)導(dǎo)致信號(hào)導(dǎo)線與屏蔽層之間的寄生電容會(huì)很高，其等效電阻也將很高，此電阻與輸入電阻并聯(lián)后將使輸入電阻降低，導(dǎo)致干擾信號(hào)抑制效果差，不利于心電信號(hào)采集。
發(fā)明內(nèi)容本實(shí)用新型的目的是克服現(xiàn)有高頻電刀干擾抑制電路干擾信號(hào)抑制效果差、心電信號(hào)采集精度不夠的缺點(diǎn)和不足，提供一種干擾信號(hào)抑制效果好、心電信號(hào)采集精度高的高頻電刀干擾抑制電路。為實(shí)現(xiàn)以上目的，本實(shí)用新型的技術(shù)解決方案是一種高頻電刀干擾抑制電路，包括信號(hào)導(dǎo)線、信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層和威爾遜網(wǎng)絡(luò)，其中，信號(hào)導(dǎo)線的輸入端和人體相連，信號(hào)導(dǎo)線的輸出端同高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路的輸入端相連接，所述威爾遜網(wǎng)絡(luò)的輸出端分別同負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路和導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路的輸入端相連接，所述負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路的輸出端和人體相連接，所述導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路的輸出端和信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層的輸入端相連接，所述信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層的輸出端同高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路的輸入端相連接。所述導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路包括一個(gè)同相隔離電路和一個(gè)濾波電路，所述同相隔離電路的輸出端與濾波電路的輸入端相連接。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本實(shí)用新型的有益效果為1、本實(shí)用新型利用負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路將從威爾遜網(wǎng)絡(luò)中點(diǎn)處得到的干擾信號(hào)反相后施加到人體，利用負(fù)反饋原理使得人體的干擾信號(hào)反相抵消至最小程度，這樣能達(dá)到更好的抑制效果。2、本實(shí)用新型將信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層與地?cái)嚅_，接入高頻電刀干擾信號(hào)，信號(hào)導(dǎo)線和信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層的輸出端分別接到差分放大器的兩個(gè)輸入端上，這樣經(jīng)過(guò)差分后采集到的心電信號(hào)的準(zhǔn)確率會(huì)更高。3、本實(shí)用新型設(shè)計(jì)了導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路、負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路、高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路，分別從信號(hào)屏蔽、消除人體感應(yīng)干擾信號(hào)和抑制傳導(dǎo)干擾這三個(gè)途徑來(lái)抑制高頻電刀的干擾，抑制效果更好。

圖1是本實(shí)用新型的整體方框圖。圖2是本實(shí)用新型中的導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路的電路原理圖。圖3是本實(shí)用新型中的負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路的電路原理圖。圖4是本實(shí)用新型中的高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路的電路原理圖。圖中人體1，信號(hào)導(dǎo)線2，信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3，負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路4，導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5，威爾遜網(wǎng)絡(luò)6，高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路7。
具體實(shí)施方式
以下結(jié)合附圖說(shuō)明和具體實(shí)施方式
對(duì)本實(shí)用新型作進(jìn)一步詳細(xì)的說(shuō)明。參見圖1 圖5，一種高頻電刀干擾抑制電路，包括信號(hào)導(dǎo)線2、信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3 和威爾遜網(wǎng)絡(luò)6，其中，信號(hào)導(dǎo)線2的輸入端和人體1相連，信號(hào)導(dǎo)線2的輸出端同高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路7的輸入端相連接，所述威爾遜網(wǎng)絡(luò)6的輸出端分別同負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路4和導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5的輸入端相連接，所述負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路4的輸出端和人體1相連接，所述導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5的輸出端和信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3的輸入端相連接，所述信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3的輸出端同高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路7的輸入端相連接。由于威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)的心電信號(hào)的矢量和為零，而干擾信號(hào)的矢量和不為零。 根據(jù)這一原理，將威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)提取到的信號(hào)通過(guò)運(yùn)放隔離后施加到信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層 3，使得信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3與信號(hào)導(dǎo)線2電位相等。當(dāng)有高頻電刀干擾時(shí)，信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3 與信號(hào)導(dǎo)線2構(gòu)成的分布電容兩端的信號(hào)變化同相位同幅值，心電監(jiān)護(hù)儀的輸入阻抗不受分布電容的影響，從而使心電采集電路的共模抑制比提高。本實(shí)用新型的原理為本電路利用負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路4將從威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)處得到的干擾信號(hào)反相后施加到人體1，利用負(fù)反饋原理使得人體1的干擾信號(hào)反相抵消至最小程度。此外心電監(jiān)護(hù)儀的信號(hào)導(dǎo)線2原本接地的信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3與大地?cái)嚅_后同導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5連接。通過(guò)導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5將威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)提取到的高頻電刀的干擾信號(hào)同相隔離后送到心電監(jiān)護(hù)儀的信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3，在信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3 施加與輸入信號(hào)導(dǎo)線2中同相位同幅值的高頻電刀干擾信號(hào)，等同于在所有心電信號(hào)和與心電信號(hào)進(jìn)行差分的信號(hào)中均疊加了高頻電刀干擾信號(hào)，當(dāng)某一路心電信號(hào)在高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路7對(duì)地進(jìn)行差分處理時(shí)能夠?qū)⒃緦儆诓钅Ｐ盘?hào)的高頻電刀干擾信號(hào)變成共模信號(hào)從而充分發(fā)揮共模信號(hào)抑制電路的作用將共模高頻電刀干擾信號(hào)消除。實(shí)施例1 [0021]參見圖2，電阻R2^、電阻R230、電阻R231、運(yùn)算放大器U18A組成威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)。電容C17、電感L4、電阻RSH、二極管D12、電容⑶11、電容⑶12、運(yùn)算放大器U7A、電容 C70、電阻R46、電阻R22組成導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5，其中，二極管D12、電容⑶11、電容 ⑶12、運(yùn)算放大器U7A、電容C70、電阻R46、電阻R22組成桐鄉(xiāng)隔離電路，電容C17、電感L4、 電阻RSH組成濾波電路。導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路5將從威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)提取到的高頻電刀干擾信號(hào)通過(guò)同相隔離電路隔離后施加到信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層3。參見圖3，負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路4由電阻R9、電阻R10、電容C9、電容C10、電阻R24、電阻R23、電容C11、運(yùn)算放大器U7B組成，負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路4將威爾遜網(wǎng)絡(luò)6中點(diǎn)提取到的信號(hào)反相放大后施加到人體1，相當(dāng)于在人體1上疊加與高頻電刀干擾信號(hào)相位相反的信號(hào)， 減小人體1共模信號(hào)，從而達(dá)到抑制干擾信號(hào)的目的。參見圖4，高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路7由電阻R173、電阻174、電容 C48、電容C59、電容C49、電阻R68A、電阻R68B、電容CU9、電容CU10、儀表放大器U6組成。 高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路7包括兩個(gè)部分高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路，其中電阻R173、電阻174、電容C48、電容C59、電容C49組成高頻干擾抑制電路；電阻 R68A、電阻R68B、電容CU9、電容CU10、儀表放大器U6組成儀表放大器電路。設(shè)計(jì)高頻干擾抑制電路的阻容參數(shù)，可以有效地減小共模干擾信號(hào)。設(shè)計(jì)的儀表放大器電路具有高共模抑制比，對(duì)心電信號(hào)中的共模干擾信號(hào)進(jìn)行抑制。
權(quán)利要求1.一種高頻電刀干擾抑制電路，包括信號(hào)導(dǎo)線(2)、信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層(3)和威爾遜網(wǎng)絡(luò) (6)，其中，信號(hào)導(dǎo)線(2)的輸入端和人體(1)相連，信號(hào)導(dǎo)線(2)的輸出端同高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路(7)的輸入端相連接，其特征在于所述威爾遜網(wǎng)絡(luò)(6)的輸出端分別同負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路(4)和導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路(5)的輸入端相連接，所述負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路(4)的輸出端和人體(1)相連接，所述導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路(5)的輸出端和信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層(3)的輸入端相連接，所述信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層(3)的輸出端同高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路(7)的輸入端相連接。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種高頻電刀干擾抑制電路，其特征在于所述導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路(5)包括一個(gè)同相隔離電路和一個(gè)濾波電路，所述同相隔離電路的輸出端與濾波電路的輸入端相連接。
專利摘要一種高頻電刀干擾抑制電路，包括信號(hào)導(dǎo)線、信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層、負(fù)反饋驅(qū)動(dòng)電路、導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路、威爾遜網(wǎng)絡(luò)、高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路。從威爾遜網(wǎng)絡(luò)中點(diǎn)提取出的干擾信號(hào)經(jīng)過(guò)導(dǎo)聯(lián)線屏蔽層驅(qū)動(dòng)電路同相隔離后送往信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層，通過(guò)高頻干擾抑制電路和儀表放大器電路中的差分放大器將信號(hào)導(dǎo)線中的心電混雜信號(hào)與信號(hào)導(dǎo)線屏蔽層的干擾信號(hào)進(jìn)行差分后，再將干擾信號(hào)抑制的同時(shí)還可以采集到精度很高的心電信號(hào)。
文檔編號(hào)A61B18/12GK202161408SQ201120278488
公開日2012年3月14日 申請(qǐng)日期2011年8月3日 優(yōu)先權(quán)日2011年8月3日
發(fā)明者劉志文, 梁俞明, 陳志 , 黃開通 申請(qǐng)人:武漢思創(chuàng)電子有限公司