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製的考慮因素
，並提出了多種方法來增強ECG子係統的CMR性能。

 

圖1. 人體組織→電解質→電極模型

 

共模抑製、安全和RFI

 

為了優化ECG係統的共模抑製


，設計時必須進行多重權衡考量。

 

首先是評估安全。大多數標準指出，10 µA rms(DC至1.00 kHz範圍)是ECG係統“正常”工作的上限。對於“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ge種zhong標biao準zhun和he不bu同tong國guo家jia的de指zhi令ling都dou會hui隨sui時shi間jian調tiao整zheng變bian化hua
，因yin此ci設she計ji人ren員yuan需xu遵zun循xun最zui新xin版ban本ben的de要yao求qiu，確que保bao始shi終zhong符fu合he安an全quan標biao準zhun
，包bao括kuo允yun許xu的de最zui大da源yuan電dian流liu和he吸xi電dian流liu、與頻率的關係
、針對人體的要求以及用於確保合規的測試方法。

 

此外
，必須保護ECG子係統不受除顫器脈衝(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子係統在電外科手術中和其他惡劣環境下(附近的射頻幹擾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子係統其他電路路徑的共模模型在圖2中，共模信號通過“人體軀幹”耦合，從皮膚表麵經過電解質、電極到達ECG電極線

，經過除顫器保護電路
、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電極及其與皮膚表麵接口的阻抗模型。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衝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製問題。

 

圖2. ECG子係統功能框圖

 

共模轉差模

 

交流信號和ECG信號均通過ECG前置放大器子係統中的電極來測量，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，並且隨頻率而變化。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。為了確保阻抗最低並提高阻抗在電極界麵處的穩定性，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。在整個頻率範圍內，電極之間的阻抗差可能高達50,000 Ω。降低這種不匹配有助於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，則它通常位於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。相比於標準表貼電容，集成2XY RFI濾波器具有優異的特性，而且結構有利於實現出色的性能 (見參考文獻6)。

 

用於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的共模信號輸入電平的技術。模信號的降低程度受限於能夠提供給病人的RLD電流量。對於RLD，應考慮使用Spinelli所述的跨導放大器。

 

法拉第屏蔽

 

法拉第屏蔽常用於覆蓋ECG前端，保護它不受環境RFI和交流電源耦合的影響，如圖2所示。法拉第屏蔽有助於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範圍。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製。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(de)範(fan)圍(wei)內(nei)設(she)置(zhi)。如(ru)果(guo)輸(shu)入(ru)儀(yi)表(biao)放(fang)大(da)器(qi)能(neng)夠(gou)向(xiang)信(xin)號(hao)的(de)交(jiao)流(liu)部(bu)分(fen)提(ti)供(gong)增(zeng)益(yi)
，而(er)不(bu)向(xiang)直(zhi)流(liu)部(bu)分(fen)提(ti)供(gong)增(zeng)益(yi)，則(ze)也(ye)可(ke)以(yi)設(she)置(zhi)更(geng)高(gao)的(de)增(zeng)益(yi)。需(xu)要(yao)權(quan)衡(heng)考(kao)慮(lv)的(de)因(yin)素(su)有(you)噪(zao)聲(sheng)性(xing)能(neng)、動態輸入範圍和電源電壓。

 

DSP消減共模信號

 

通過“硬件”方法消減共模信號之後，殘餘共模信號可以在數字域中處理。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

，並且臨床醫生的“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係統必須符合關於“診斷帶寬”的標準。

 

小結

 

ECG子zi係xi統tong的de高gao共gong模mo抑yi製zhi設she計ji要yao求qiu設she計ji人ren員yuan把ba患huan者zhe和he操cao作zuo人ren員yuan的de安an全quan要yao求qiu放fang在zai第di一yi位wei。某mou些xie用yong於yu增zeng強qiang共gong模mo抑yi製zhi的de技ji術shu實shi際ji上shang可ke能neng會hui提ti高gao漏lou電dian流liu

，因yin此ci必bi須xu避bi免mian使shi用yong。本ben文wen所suo述shu的de技ji術shu經jing過guo時shi間jian驗yan證zheng

，有you助zhu於yu實shi現xian出chu色se的de診zhen斷duan性xing能neng。

 

參考文獻

 

1. “問題新探：放寬電子醫療設備的安全電流限值會增加病人的危險嗎？”Michael M. Laks(醫學博士)
、Robert Arzbaecher(哲學博士)、David Geselowitz(哲學博士)、James J. Bailey(醫學博士)、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：減少幹擾
，理論與實踐。”A.C. Metting Van Rijn、A. Peper、C.A.Frimbergen

，醫學研究中心

，醫學物理係，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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