【導讀】根據(jù)ECG子系統(tǒng)的應用不同，某些臨床情況下CMR(共模抑制)必須非常高。美國醫(yī)療器械促進協(xié)會(AAMI)規(guī)定了測試方法及必須滿足的典型電極阻抗不平衡和失調要求。其他標準，如IEC、UL和各國的醫(yī)療指令等，也都對共模抑制提出了各種測試要求。
本文闡述人體阻抗不匹配、電極和電纜設計、保護電路、右腿驅動的使用，以及其他影響共模抑制的考慮因素，并提出了多種方法來增強ECG子系統(tǒng)的CMR性能。
圖1. 人體組織→電解質→電極模型
共模抑制、安全和RFI
為了優(yōu)化ECG系統(tǒng)的共模抑制，設計時必須進行多重權衡考量。
首先是評估安全。大多數(shù)標準指出，10 µA rms(DC至1.00 kHz范圍)是ECG系統(tǒng)“正常”工作的上限。對于“單一故障狀況”，某些標準允許提高到50 µA rms，但低至35 µA rms的電流就可能損害心肌。10 uA rms是“單一故障狀況”的推薦值(見參考文獻1)。
交流電源漏電流必須不超過這一最大值。多種標準要求測量電極之間、電極連在一起時以及交流電源供電的電極相對大地的源電流和吸電流。
各種標準和不同國家的指令都會隨時間調整變化，因此設計人員需遵循最新版本的要求，確保始終符合安全標準，包括允許的最大源電流和吸電流、與頻率的關系、針對人體的要求以及用于確保合規(guī)的測試方法。
此外，必須保護ECG子系統(tǒng)不受除顫器脈沖(雙相或單極性)影響，因此應在儀表放大器之間增加限流電路以保護電路。另外還需要ESD(靜電放電)保護電路。
基本性能
除了安全要求以外，ECG子系統(tǒng)在電外科手術中和其他惡劣環(huán)境下(附近的射頻干擾RFI可能很高)，必須能夠提供IEC 60601-1-1及其衍生標準所述的“基本性能”， 這包括飛機、雷達、火車和輪船等環(huán)境。
共模信號源
共模電壓源通常為頻率50 Hz或60 Hz、線路電壓最高達264 VAC rms的交流電源。歐洲列車等非典型環(huán)境采用16.666 Hz的工作頻率，也可能是一個共模輸入源。人體和ECG子系統(tǒng)其他電路路徑的共模模型在圖2中，共模信號通過“人體軀干”耦合，從皮膚表面經(jīng)過電解質、電極到達ECG電極線，經(jīng)過除顫器保護電路、RFI輸入濾波、儀表放大器、隔離地與大地之間的電容到達大地。圖1給出了ECG電極及其與皮膚表面接口的阻抗模型。交流電源也可以通過ECG電纜耦合到ECG“前端”，輸入保護電路則防止除顫器脈沖等外部瞬變影響電路，通過隔離電源直接耦合。儀表放大器輸入端的潛在RFI整流也可能引起儀表放大器共模抑制問題。
圖2. ECG子系統(tǒng)功能框圖
共模轉差模
交流信號和ECG信號均通過ECG前置放大器子系統(tǒng)中的電極來測量，因此確保共模信號不被轉換為“差模”信號非常重要。ECG電極阻抗不匹配、電纜電容和除顫器相關保護電路(通常采用電阻和SCR/氬電壓限幅器的形式)的結合，增強了實現(xiàn)共模轉差模的可能性。
組織/電極問題
對電極本身而言，在皮膚的組成結構中，最外層——“角質層”的阻抗最高，而且在低頻時變化非常大，并且隨頻率而變化。阻抗與電極材料、尺寸、粘結劑、所用的電解質及皮膚本身的外層/狀況有關。為了確保阻抗最低并提高阻抗在電極界面處的穩(wěn)定性，在放置電極之前，某些備皮技術使用“砂紙”作為“備皮”。相比其他常用材料，某些組成的Ag/AgCl電極可提供最低的阻抗和失調。在整個頻率范圍內，電極之間的阻抗差可能高達50,000 Ω。降低這種不匹配有助于減小共模轉差模的可能性 (見參考文獻2)。
ECG電纜
為了保護電路不受除顫器影響，某些ECG電纜會嵌入2.5 kΩ至49.9 kΩ的保護電阻。如果該電阻不在電纜中，則它通常位于PCB上。因為與RFI濾波器接口，所以這些電阻的匹配非常重要。一種用來將電纜阻抗不匹配的影響降至最低的技術是以有源方式驅動電纜屏蔽體。
RFI濾波器
為防止RFI進入儀表放大器的輸入級，通常使用X2Y RFI濾波器，其差模和共模阻抗必須匹配。相比于標準表貼電容，集成2XY RFI濾波器具有優(yōu)異的特性，而且結構有利于實現(xiàn)出色的性能 (見參考文獻6)。
用于消減輸入共模信號的技術
RLD Winter、Wilson、Spinelli等人提出的右腿驅動(見參考文獻4和5)，是一種用來降低儀表放大器差分輸入端出現(xiàn)的共模信號輸入電平的技術。模信號的降低程度受限于能夠提供給病人的RLD電流量。對于RLD，應考慮使用Spinelli所述的跨導放大器。
法拉第屏蔽
法拉第屏蔽常用于覆蓋ECG前端，保護它不受環(huán)境RFI和交流電源耦合的影響，如圖2所示。法拉第屏蔽有助于降低儀表放大器輸入端之前、信號鏈上其他入口點中的交流電源耦合，如Ce1和Ce2等。
儀表放大器
儀表放大器的電源電壓必須足夠高，以便支持通常為±1.0 V的差分和共模輸入電壓范圍。某些應用需要更高的差分輸入電平：±2.0 V。儀表放大器必須具有1 nA或更低的偏置電流(最好為100 pA)、極低的噪聲電流、極低的噪聲電壓，以及對最高交流電源頻率的五次諧波的高共模抑制。需要關注的典型頻率為： 16.666 Hz、50 Hz、60 Hz、100 Hz、120 Hz、150 Hz和180 Hz。
第一級儀表放大器的差分直流增益通常在5到10的范圍內設置。如果輸入儀表放大器能夠向信號的交流部分提供增益，而不向直流部分提供增益，則也可以設置更高的增益。需要權衡考慮的因素有噪聲性能、動態(tài)輸入范圍和電源電壓。
DSP消減共模信號
通過“硬件”方法消減共模信號之后，殘余共模信號可以在數(shù)字域中處理。常用的一些技術包括FIR陷波濾波器、自適應濾波器和共模信號本身的“數(shù)字消減”。設計人員必須小心謹慎，確保ECG信號的“診斷完整性”不會因為使用這些技術而受損，并且臨床醫(yī)生的“差分診斷”不會受到某些潛在技術的不利影響。陷波濾波器的使用有時存在一些爭議，因為它會影響目標信號的相位/幅度失真。ECG系統(tǒng)必須符合關于“診斷帶寬”的標準。
小結
ECG子系統(tǒng)的高共模抑制設計要求設計人員把患者和操作人員的安全要求放在第一位。某些用于增強共模抑制的技術實際上可能會提高漏電流，因此必須避免使用。本文所述的技術經(jīng)過時間驗證，有助于實現(xiàn)出色的診斷性能。
參考文獻
1. “問題新探：放寬電子醫(yī)療設備的安全電流限值會增加病人的危險嗎？”Michael M. Laks(醫(yī)學博士)、Robert Arzbaecher(哲學博士)、David Geselowitz(哲學博士)、James J. Bailey(醫(yī)學博士)、Alan Berson(哲學博士)，Circulation，2000；102：823-825。
2. “高質量記錄生物電事件，第一部分：減少干擾，理論與實踐。”A.C. Metting Van Rijn、A. Peper、C.A.Frimbergen，醫(yī)學研究中心，醫(yī)學物理系，Meibergdreef 15 1105 AZ 阿姆斯特丹，荷蘭
3. “X2Y RFI濾波器。”Johanson Dielectrics。檢索日期：1/11；網(wǎng)址：http://www.johansondielectrics.com/x2yproducts/x2y-for-emi-ltering.html
4. “右腿驅動電路設計，”Bruce Winter、John G. Webster，IEEE Transactions on Biomedical Engineering， 第BME-30卷，1983年1月。
5. Enrique Mario Spinelli等，“跨導型右腿驅動電路，” IEEE Transactions on Biomedical Engineereing，第46卷，第12期，1999年12月。
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