心電圖(ECG)是一種常見的醫(yī)療記錄，在許多惡劣的環(huán)境中，它也必須清晰可讀并保持精確。無論是醫(yī)院、救護(hù)車、飛機(jī)、輪船、診所還是家里，干擾源無處不在。新一代高度便攜式ECG技術(shù)使我們能夠在更多的環(huán)境條件下測量心臟的電活動(dòng)。隨著ECG子系統(tǒng)越來越多地投入醫(yī)院外應(yīng)用，制造商面臨著持續(xù)的降低系統(tǒng)成本并縮短開發(fā)時(shí)間，同時(shí)保持或提高性能水平的壓力，這就給ECG設(shè)計(jì)工程師提出了相當(dāng)嚴(yán)苛的要求：實(shí)現(xiàn)一種安全有效、 能夠應(yīng)對目標(biāo)使用環(huán)境挑戰(zhàn)的ECG子系統(tǒng)。
本文說明通常所認(rèn)為的ECG子系統(tǒng)設(shè)計(jì)的主要挑戰(zhàn)，并提供關(guān)于如何應(yīng)對的各種方法建議。本文討論的挑戰(zhàn)包括安全、共模/差模干擾、輸入動(dòng)態(tài)范圍要求、設(shè)備可靠性和保護(hù)、降噪以及EMC/RFI考慮。
挑戰(zhàn)1：達(dá)到最高安全標(biāo)準(zhǔn)，確保ECG子系統(tǒng)安全有效
安全始終是ECG設(shè)計(jì)師的頭號關(guān)注對象。設(shè)計(jì)師必須嚴(yán)防來自交流電源的電涌或過壓，以及經(jīng)過ECG電極的任何可能超過10 μA rms推薦限值的電流路徑影響到病人和操作人員。在ECG子系統(tǒng)本身或其他與病人或操作人員相連的醫(yī)療設(shè)備發(fā)生故障時(shí)，可能出現(xiàn)危險(xiǎn)電壓或電流，ECG設(shè)計(jì)的終極目標(biāo)就是確保病人和操作人員安全，不會(huì)受此類電壓或電流傷害。
圖1. 交流電源耦合簡圖
開始ECG設(shè)計(jì)之前，工程師必須確定其臨床應(yīng)用及在哪里使用和存放設(shè)備。工程師必須評估所有可能導(dǎo)致電流施加于病人的設(shè)備誤用情況和潛在外部連接。當(dāng)施加的電流(吸入或流出)小于10 μA rms時(shí)，即使在單一故障條件下，操作人員和病人的安全也不會(huì)有問題。必須防止病人意外觸電，并且保護(hù)ECG設(shè)備不受緊急使用心臟除顫器所產(chǎn)生的極端電壓影響。
ECG系統(tǒng)必須符合聯(lián)邦法律、國際標(biāo)準(zhǔn)和相關(guān)國家/地區(qū)指令的要求。美國食品藥品管理局(FDA)將醫(yī)療產(chǎn)品分為三類：I類、II類和III類。不同類別對產(chǎn)品設(shè)計(jì)和審批過程有不同的要求。例如，用于診斷心臟節(jié)律的便攜式動(dòng)態(tài)監(jiān)護(hù)儀視作II類設(shè)備，帶ECG子系統(tǒng)的心臟監(jiān)護(hù)儀和除顫器則歸為III類設(shè)備。
醫(yī)療設(shè)備還有三種分類或分級：B型、BF型或CF型，這些分類會(huì)影響設(shè)備的設(shè)計(jì)和使用方式。根據(jù)IEC60601-1，不同類型的設(shè)備適用不同的漏電流限制和安全測試。該IEC標(biāo)準(zhǔn)還將“應(yīng)用部分”定義為醫(yī)療設(shè)備中與病人發(fā)生物理接 觸，以便醫(yī)療設(shè)備執(zhí)行目標(biāo)功能的部分。
多數(shù)醫(yī)療設(shè)備歸為BF型或CF型。BF型設(shè)備指的是與病人但不包括心臟發(fā)生傳導(dǎo)接觸的設(shè)備，CF型則專門指與心臟直接接觸的設(shè)備和部件。建議ECG設(shè)計(jì)師將所有ECG應(yīng)用都視為CF型III類系統(tǒng)。設(shè)計(jì)師無法控制ECG子系統(tǒng)如何應(yīng)用于病人，如果病人可以通過某一點(diǎn)接觸心臟，則設(shè)備必須歸為III類，因?yàn)閼?yīng)用部分可能與心臟直接接觸。所有心臟監(jiān)護(hù)儀和除顫器都?xì)w為III類設(shè)備。
人類心臟對50 Hz至60 Hz的電流最為敏感。已經(jīng)證明，只要34 μA rms的50 Hz/60 Hz電流流經(jīng)心臟，心臟就會(huì)受損，引發(fā)危害生命的事件。考慮到ECG系統(tǒng)與病人相連時(shí)可能執(zhí)行的各種程序，包括針對起搏器/自動(dòng)植入式心臟復(fù)律除顫器(AICD)的留置導(dǎo)尿等，目前的50 Hz/60 Hz電流限制設(shè)定為10 μA rms。在ECG設(shè)計(jì)中，無故障條件下的10 μA rms限值就是設(shè)計(jì)參數(shù)。美國心臟病學(xué)會(huì)(ACC)同時(shí)建議將10 μArms的限制擴(kuò)展到單一故障條件下。
設(shè)計(jì)師必須檢查電極之間、從電極到電路或從電極到大地的電流可能引起單一故障，導(dǎo)致電流超過10 μA rms的所有情形。這種源/吸電流為頻率的函數(shù)，但10 μA rms限值對應(yīng)的頻率范圍是DC至1 kHz。從1 kHz至100 kHz，電流水平隨頻率線性提高：從10 μA rms(1 kHz)至1 mA rms(100 kHz)。高于100 kHz時(shí)，電流以1 mA rms為限。
解決方案為在信號路徑中放置電阻，以及/或者使用限流器件。ADI公司的器件可以協(xié)助保護(hù)病人安全。
挑戰(zhàn)2：共模和差模環(huán)境信號及射頻干擾(RFI)
ECG測量心臟的電氣系統(tǒng)產(chǎn)生的電壓。與此同時(shí)，ECG子系統(tǒng)必須抑制環(huán)境電信號，如交流電源、安全系統(tǒng)和射頻干擾(RFI)等，以便放大和顯示ECG信號。共模電壓不提供有關(guān)心臟的任何有用信息，實(shí)際上還可能影響測量精度。
ECG系統(tǒng)必須能夠在響應(yīng)目標(biāo)信號——差模ECG電壓的同時(shí)，抑制共模干擾。在有小差分信號的情況下抑制大共模信號的能力，就是系統(tǒng)的共模抑制(CMR)性能。
共模抑制可以通過多種方式來測量，本文討論兩種方法。第一種方法是將所有ECG電極連在一起，然后相對于ECG模擬前端基準(zhǔn)電壓驅(qū)動(dòng)這些電極。對于單電源供電，該基準(zhǔn)電壓可以是RLD電極驅(qū)動(dòng)的一個(gè)虛擬電壓，它等于單極性電源電壓與隔離地電壓的中間值。這種情況下，共模抑制等于輸出電平與輸入電平的比值(20×log (VOUT/VIN))，VIN為施加的共模電壓，VOUT為特定目標(biāo)導(dǎo)聯(lián)上的電壓。要查看導(dǎo)聯(lián)II的共模抑制，須相對于右腿驅(qū)動(dòng)引腳將電壓施加于所有電極輸入端(如果這代表了ADC或RLD基準(zhǔn)電壓的中間值)，并且將設(shè)備設(shè)置為顯示導(dǎo)聯(lián)II。導(dǎo)聯(lián)II顯示的電壓為VOUT，施加的電壓為VN。
另一種測量共模抑制的方法是將所有電極連在一起，相對于大地驅(qū)動(dòng)這些電極。同樣，共模抑制的定義是20×log(VOUT/VIN)，其中，VIN為共模驅(qū)動(dòng)信號，VOUT為特定目標(biāo)導(dǎo)聯(lián)得到的信號。
這部分子系統(tǒng)設(shè)計(jì)和器件選擇要求模擬人體對象、交流電源的環(huán)境耦合、進(jìn)入和經(jīng)過病人的輸入RFI，以及它對ECG放大器共模信號抑制性能的影響。輸入RFI可以通過多種方法消除，包括差模和共模濾波、環(huán)境屏蔽以及算法。
圖2顯示一個(gè)傳統(tǒng)的高頻低通濾波器網(wǎng)絡(luò)，它易受C1A、C1B和C2值之差的影響。圖3顯示一個(gè)集成X2Y電容實(shí)現(xiàn)方案，由于X2Y結(jié)構(gòu)和設(shè)計(jì)的特性，其性能更高。
圖2. 傳統(tǒng)高頻低通濾波器網(wǎng)絡(luò)
圖3. 集成X2Y電容實(shí)現(xiàn)方案
專用ECG設(shè)計(jì)師應(yīng)當(dāng)模擬潛在的環(huán)境，從而不僅確定交流電源共模信號，而且確定在ECG電極連接到病人時(shí)可能到達(dá)ECG電極的其他共模和差模信號。為保護(hù)除顫器，多數(shù)ECG電纜都嵌入有保護(hù)電阻。這種影響，加之電纜電容的差異和前端EMI濾波，可能導(dǎo)致共模信號變得不平衡，引起相移和共模向差模轉(zhuǎn)換。
一種稱為右腿驅(qū)動(dòng)(RLD)的技術(shù)可以降低多導(dǎo)聯(lián)配置的CMR要求。即使在2導(dǎo)聯(lián)系統(tǒng)中，也可以利用RLD來降低放大器上相對于大地的共模電壓，方法是將電流驅(qū)回到電極，該電流信號與輸入共模信號呈180度反相。由于電極阻抗不匹配，電流注入必須予以補(bǔ)償，調(diào)整相對電流和相位，使有效共模信號最小。
簡言之，放大器輸入必須具有足夠大的共模(CM)和差模(DM)信號范圍，以便適應(yīng)來自交流電源和其他外部干擾源，如設(shè)備電源開關(guān)和射頻發(fā)射源等的CM/DM輸入信號。無論差分放大器輸入端的失調(diào)電壓為0，還是差分輸入電壓高達(dá)±1 V，共模抑制性能必須同樣好。
消除電力線干擾的其他辦法還有DSP技術(shù)，例如消減算法。為幫助設(shè)計(jì)師，ADI公司提供能夠降低大輸入共模信號影響的器件：用于鎖定放大器系統(tǒng)的CMR INA放大器、PLL、轉(zhuǎn)換器和同步調(diào)制器/解調(diào)器。ADAS1000 ECG AFE通過高差分輸入阻抗和RLD來解決共模抑制問題。
挑戰(zhàn)3：模擬前端共模和差模動(dòng)態(tài)范圍
利用除顫器電擊病人時(shí)，ECG設(shè)備必須能夠快速做出反應(yīng)。醫(yī)生可能需要在除顫后一秒內(nèi)看到病人的心電圖。如果通過某些類型的金屬(如不銹鋼)施加此脈沖，則材料的除顫后極化在1秒后可能高達(dá)0.7 V。這種差分失調(diào)加上潛在的電磁(EMI)和/或射頻干擾(RFI)，可能超過ECG前端的輸入范圍。簡言之，放大器會(huì)飽和，無法看到ECG信號。
即使在此類瞬態(tài)輸入中，ECG設(shè)計(jì)也必須能夠保持其共模和差分輸入性能。現(xiàn)在的多數(shù)ECG系統(tǒng)都是全球銷售，因此設(shè)計(jì)師還必須滿足最差情況交流電源輸入范圍要求。例如，澳大利亞西部的交流主電源電壓可高達(dá)264 VAC rms，尖峰電壓達(dá)6 kV。在這種環(huán)境中，共模抑制必須比在美國(交流電源電壓為120 VAC rms)高出大約兩倍。考慮到這種情況，以及還可能發(fā)生的電極失調(diào)和極化，就要求差分和共模輸入動(dòng)態(tài)范圍必須非常高。ECG電壓在100 μV至3 mV峰峰值之間，因此在目標(biāo)信號數(shù)字化之前，模擬前端的動(dòng)態(tài)范圍輸入能力十分重要。現(xiàn)代ECG前端的動(dòng)態(tài)輸入范圍為大約±1 V到±1.5 V或更高，前者如Ag/Ag-Cl電極應(yīng)用，后者如除顫器墊板應(yīng)用。
某些系統(tǒng)采用單電源供電并產(chǎn)生一個(gè)虛擬地，它將電源地與電源軌之間的中點(diǎn)電壓施加于病人(無電流)。這通常是RLD電路的一部分。電極放大器相對于此中間電源軌，確保沒有交流或直流電流注入。所需的相對于此虛擬地的±1V輸入動(dòng)態(tài)范圍，就是快速響應(yīng)除顫后和預(yù)期最差情況環(huán)境條件要求的輸入動(dòng)態(tài)范圍。
圖4. 右腿驅(qū)動(dòng)——可能的外部器件配置
ECG前端的噪聲性能、線性度、CMRR和差分增益必須不受放大器的特定輸入工作點(diǎn)影響。各電極的輸入阻抗必須大于1 G ，電容約為10 pF或更低，電極之間呈最佳匹配。ADI公司的分立儀表放大器AD8220和AD8226具有寬動(dòng)態(tài)范圍，支持符合CMR需求的電路架構(gòu)。ADAS1000 ECG AFE滿足低噪聲、高動(dòng)態(tài)范圍、CMR和線性度的要求。Black n處理器則能滿足ECG和自動(dòng)體外除顫器(AED)設(shè)備的后端需求。
挑戰(zhàn)4：ESD、環(huán)境和除顫器保護(hù)
設(shè)計(jì)工程師必須防止ECG前端受損。ECG系統(tǒng)需要內(nèi)置保護(hù)電路來應(yīng)對靜電放電、除顫器放電或其他過壓過流事件。人手模型模擬人手觸摸設(shè)備的靜電放電效應(yīng)，它使用一個(gè)1500 電阻和一個(gè)100 pF串聯(lián)電容來限制人手放電的電流。充電電壓決定可以施加的瞬時(shí)電壓量以及如何限流。電壓可以超過18 kV。某些標(biāo)準(zhǔn)將該電壓設(shè)定為較低的值8 kV。
針對除顫器脈沖和ESD，多數(shù)ECG系統(tǒng)都有以人手模型為基礎(chǔ)的輸入保護(hù)。除顫器保護(hù)電路具有多項(xiàng)要求：保持前置放大器在工作頻率下的CMR；從除顫電極/墊板分流5%以下的除顫器輸送能量；以及充分保護(hù)前置放大器電路，使得ECG在除顫器脈沖之后能夠快速地通過顯示器或紙帶記錄圖顯示。在急救室(ER)，1秒(或更短)的延遲是理想的響應(yīng)時(shí)間。
除顫器保護(hù)電路有兩種形式。在第一種形式中，ECG電纜是心臟監(jiān)視除顫器的一部分，通常利用一系列電阻(額定功率高壓電阻)來限制流入ECG前端的電流。另外，在某些保護(hù)電路中，保護(hù)電阻的ECG端具有氬燈或氙燈，用以將前置放大器端電壓限制在100 V以下。此外還有限壓和限流器件來確保ECG系統(tǒng)不會(huì)受損。設(shè)計(jì)師應(yīng)當(dāng)咨詢能夠看到此高電壓和電流的特殊儀表放大器(INA)或有源/無源電路的制造商。硅控整流器(SCR)可提供一定程度的過壓保護(hù)。額定功率串聯(lián)電阻可提供電流保護(hù)。還可以考慮限流器。
如果沒有某種形式的保護(hù)，多數(shù)有源器件將無法耐受ESD測試相關(guān)的電壓。為了確定所需的保護(hù)程度和建議的應(yīng)對措施，必須咨詢有源器件的制造商。建議設(shè)計(jì)師了解FDA除顫器保護(hù)用額定功率電阻的相關(guān)指南。某些設(shè)備正是因?yàn)檫@些電阻的測量結(jié)果和額定值不當(dāng)而被召回(由于設(shè)備故障報(bào)告眾多，F(xiàn)DA最近宣布其正在評估關(guān)于AED的管理規(guī)定)。
為了幫助設(shè)計(jì)師設(shè)計(jì)分立式除顫器保護(hù)電路，ADI公司器件已經(jīng)過測試，能夠耐受高水平的ESD和輸入電流電壓。ADAS1000 ECG AFE的封裝引腳具有大ESD保護(hù)結(jié)構(gòu)，已經(jīng)過評估，能夠耐受最大的源/吸電流。
挑戰(zhàn)5：電噪聲
ECG信號可能會(huì)遭到多種干擾源破壞，包括電力線干擾、電極與皮膚之間的接觸噪聲、運(yùn)動(dòng)偽像、肌肉收縮、來自其他電子設(shè)備的電磁干擾等。任何數(shù)量的干擾源都可能引起ECG基線偏移，或者顯示出電噪聲。對于臨床醫(yī)生，最重要的是ECG信號清晰可讀，所有電噪聲的總和盡可能小，不致影響ECG診斷。對于診斷性ECG應(yīng)用，噪底應(yīng)滿足10 μV峰峰值要求。
ECG設(shè)計(jì)師必須采取措施濾除或消除所有這些噪聲源。對等效輸入噪底的要求隨應(yīng)用而異。對于監(jiān)視級系統(tǒng)，如心率監(jiān)護(hù)儀(HRM)等，規(guī)定0.5 Hz至40 Hz帶寬內(nèi)大約25 μV峰峰值的等效噪聲值一般就足夠了。在某些情況下，為了極大地降低系統(tǒng)功耗，可以允許較高的噪底。即便在監(jiān)視級應(yīng)用中，噪底也要求低于25 μV峰峰值，因此必須全面了解臨床環(huán)境和算法要求。
設(shè)計(jì)一個(gè)完全診斷性12引腳ECG系統(tǒng)(10個(gè)電極)時(shí)，帶寬可能低至0.05 Hz到150 Hz，或者寬至0.05 Hz到2000 Hz。起搏信號檢測要求將帶寬進(jìn)一步提高到至少100 kHz。
例如，在動(dòng)態(tài)監(jiān)護(hù)儀中，對ECG波形ST段的評估用于確定STEMI(ST段抬高心肌梗死)；可以選擇0.05 Hz至40 Hz的帶寬來幫助降低整體噪底，即使要付出評估40 Hz以外較高頻成分的代價(jià)。在其他監(jiān)護(hù)儀中，帶寬可以是0.05 Hz至150 Hz，甚至250 Hz，具體取決于病人和評估意圖。
其他噪聲考慮包括電纜移動(dòng)，它可能產(chǎn)生低頻噪聲(除非構(gòu)建得當(dāng))，以及突發(fā)噪聲，也稱為散粒噪聲或電報(bào)噪聲。此類噪聲會(huì)妨礙醫(yī)生看到心臟周期不同部分的重要信息，包括ST段。
為了處理噪聲問題，ADI公司使用多種電路技術(shù)來消除典型輸入放大器的1/f噪聲，同時(shí)仍然保持較低的高斯噪聲和出色的線性度。ADI公司CMOS工藝將電報(bào)噪聲降低到非常低的水平。
挑戰(zhàn)6：電磁兼容性(ECM)和射頻干擾(RFI)
必須防止ECG子系統(tǒng)受到各種外部和環(huán)境輻射影響。例如，鄰近的醫(yī)療設(shè)備以及環(huán)境中的高頻工業(yè)或消費(fèi)電子設(shè)備，可能產(chǎn)生相當(dāng)大并具有復(fù)雜調(diào)制和傳輸協(xié)議的電場和磁場。干擾信號可能通過傳導(dǎo)或輻射發(fā)射到達(dá)ECG前端。
因此，設(shè)計(jì)師必須在設(shè)計(jì)過程的早期就考慮關(guān)于輻射發(fā)射、輻射敏感性、抗擾度、傳導(dǎo)發(fā)射和傳導(dǎo)敏感性/抗擾性的管制標(biāo)準(zhǔn)。由于全球大氣污染，越來越難以找到一個(gè)能夠?qū)υO(shè)備進(jìn)行全頻譜測試的開闊試驗(yàn)場地(OATS)。在某些國家和地區(qū)，現(xiàn)在可以用全高10米的測試室代替OATS。
系統(tǒng)設(shè)計(jì)師必須與EMC測試機(jī)構(gòu)合作，按照IEC60601第三版及其衍生標(biāo)準(zhǔn)的規(guī)定，確定基本性能的等級。在正式通過無法被認(rèn)可時(shí)，還必須將讀數(shù)余量規(guī)定為在某一特定頻率具有0.1 dB余量，因?yàn)槎鄠€(gè)地點(diǎn)的OATS與10米測試室的讀數(shù)之間可能存在高達(dá)±4.0 dB的偏差。通常，8.4 dB余量視為保守要求。
設(shè)計(jì)師應(yīng)當(dāng)檢查ECG的PCB尺寸、連接到系統(tǒng)其余部分的數(shù)字和/或模擬I/O、輸入電源形式、接地和法拉第屏蔽；法拉第屏蔽有助于防止保護(hù)二極管和ECG設(shè)計(jì)中嵌入的其他電流檢測到輻射發(fā)射。ECG電纜本身在與電纜長度相關(guān)的特定頻率時(shí)可能發(fā)生諧振。如果這些諧振之一受內(nèi)部時(shí)鐘或ECG設(shè)計(jì)內(nèi)部的發(fā)射極激勵(lì)，設(shè)計(jì)可能難以符合B級標(biāo)準(zhǔn)。因此，各種電纜上可能需要共模/差分扼流圈和線上鐵氧體電感。
正式測試之前，設(shè)計(jì)師可以考慮用一系列的電場和磁場探針來嗅探設(shè)計(jì)，并通過頻譜分析儀確定輻射頻率和諧波。執(zhí)行一系列預(yù)掃描可以確定熱點(diǎn)頻率的位置及其與限值的接近程度。然后查閱輻射源列表，設(shè)計(jì)師就能確定此發(fā)射極是否需要法拉第屏蔽，或者降低信號邊沿速度是否就足夠了。系統(tǒng)內(nèi)部的某些電纜可能需要鐵氧體電感或其他濾波器來抑制諧振或高電平發(fā)射極。
另一種解決方案是選用符合輻射發(fā)射和輸入輻射敏感度要求的高集成度、小型封裝器件。ADAS1000 ECG AFE滿足這些需求，是市場上首款集成導(dǎo)聯(lián)脫落檢測、呼吸監(jiān)測和起搏器脈沖檢測的單芯片器件。
