在較高水平的系統以及病人監控設備的元件系統中不難發現，許多數據采集系統都存在典型的信號鏈，包括信號采集、信號調理與處理以及工作通信。如果再深入探究，就會發現有很多的設計問題需要理解，比如有關信號完整性和共模抑制對信號的影響等問題等等。保證使用電氣連接設備的病人的安全同樣至關重要，但這會增加設計的復雜度。病人有時可能需要進行除顫，在這時候，我們必須防止系統自身受到此類活動的影響。不僅如此，還有其他的許多行業規范以及實踐中的實際問題也會影響系統的較終設計。

    圖1是12導聯ECG（心電圖）監控器件的典型信號鏈，架構非常復雜，存在各種細微差別和復雜性。

圖1 12導聯ECG監控器件的典型信號鏈

ECG監控

    ECG的測量，即心臟的電活動。測量ECG信號的設備包括便攜式動態心電監護儀、臨床心電圖儀以及高通道心臟標測系統，這些設備在不斷開發中。這些測量系統使用的環境十分廣泛，圖2中所示的是其中的一些典型場合。例如醫院的使用環境包括手術室、重癥監護室、電生理實驗室等，每種環境都有需要解決的設計難題。這些環境所面臨的設計難題的復雜性和測量目標都十分廣泛，而且范圍仍在不斷擴大。隨著醫療保健行業朝著遠程病人監控方向發展，開發人員面臨著一系列新的挑戰，需要隨時提出新的應對措施。

ECG信號

    ECG信號是心臟在一段時間內電性活動的經胸反映，通過皮膚電極采集并于外部進行記錄。它是由心電圖設備產生的無創記錄。ECG信號的幅度通常為0.25mV~5mV，由各種波所組成，如正常竇性心律圖。正常竇性心律的偏差說明可能存在異常，醫生可以借此評估病人的健康狀況并作出相應處理。

    ECG信號的采樣圖由P波、QRS波群和T波組成，代表一個心動周期中的心臟電性活動。一個心跳周期 P波：心房收縮；QRS波群：心室興奮；T波：心室激動后的復原活動。如今，通過研究心臟不同層面的電氣特性，心臟病專家能夠確定很多與心臟功能相關的異常現象。如圖3所示。

ECG測量

    在ECG測量中，電極即電勢傳感器，放置在胸部和/或四肢各個部位。導聯來自ECG電極的各種數學組合。雖然出于歷史的原因，有些人認為這已經過時，但在臨床環境中，12導聯ECG依然是較常見的設置。12導聯ECG包括三個標準肢體導聯，即右臂、左臂和左腿，稱為Einthoven導聯。還有三個加壓肢體導聯VR、VL與VF，也就是通常所說的Goldberg加壓導聯，以及6個心前區導聯，即V1~V6。心前區導聯也稱V導聯，大多數心臟病專家認為其屬于獨立矢量，這也是威爾遜中心電端和目標V電極的差異所在。威爾遜中心電端本身由右臂、左臂和左腿導聯組成，可進行3分頻。我們可以發現，要想形成12導聯ECG，只需連接9個電極即可。通常還會采用第10個電極來提供“右腿驅動”，隨著映射的心臟層面增加，測量心臟生物電信號也變得更加復雜。

如圖4所示，Einthoven導聯和V導聯一樣可視為獨立矢量，信號來自導聯1、2、3，從兩臂間或一條手臂與左腿之間測量得出。加壓導聯aVL、aVR和aVF與導聯1、2、3源自同樣的三個電極。以aVL為例，正極為左臂，負極為右腿和右臂的組合。因此，上述導聯不屬于獨立導聯。在胸導聯連接V1~V6，6個正電極放置于胸部，之前提到的作為測量參考的威爾遜中心電端則相當于負電極。

圖2 醫療保健系統中需要ECG監控的環境

圖3 ECG信號

圖4 經過心臟的aVx導聯測量

    電極就位以后，就可以開始測量心臟的電性活動。圖5顯示的是典型的12導聯ECG打印結果。橫軸方向每個大正方形為200ms，每個小正方形為40ms。縱軸方向當增益為1時，每個小正方形相當于100μV，即0.1mV。增益為1時，較左側的校準信號代表1mV CAL信號的10mm垂直偏轉。1mV的CAL信號通常寬160ms。每個導聯均體現在ECG帶上，用以識別心臟特征的異常情況。


圖5 ECG波形/心律

    了解了ECG測量的端點、電極的連接和導聯的形成，以及較終ECG打印結果后，兩個端點之間存在一系列模擬和數字信號處理過程，由于可用于采集和處理生物電信號的方法眾多，情況變得更加復雜。測量生物電信號的方法在某種程度上決定了信號鏈的架構。采用直流耦合還是交流耦合？兩者都很常用，也各有利弊。例如，在交流耦合系統中，顧名思義，信號的直流分量在前端級之后即經高通分揀去除。信號隨后遇到高增益，再由ADC進行處理，該系統中12 ADC很常見。在直流耦合系統中，目標信號會受到直流失調電壓的影響，通常約為300mV。因此，在經高階ADC數字化處理前，前端只能采用低增益。由于整體信號的動態范圍較寬，分辨率必須很高。一般而言，直流耦合系統是未來的發展趨勢，因為該系統的復雜性較低，而且可采用后端信號處理，整體系統的靈活性大大增強。

共模抑制

    共模抑制在整體系統設計中同樣舉足輕重。ECG可以測量心臟電氣系統產生的電壓。電壓值依不同病人而決定，變化范圍十分廣泛。例如，在母親子宮內的胎兒產生的ECG約為10μV以下，而成人則可能為5mV。測量完成后，ECG子系統還會受到無用環境電信號的影響，例如交流主電源、安全系統噪聲，以及射頻干擾(RFI)。這些電氣干擾出現在測量系統的輸入端，屬于共模噪聲，當存在與系統共模抑制比相關的小差分信號時，能夠抑制大共模信號。醫用標準需要的共模抑制約為100db。而實際臨床用途則要求達到120db。

    ECG信號還會受到多種共模源的破壞，包括電源線干擾、電極與皮膚間的接觸噪聲、以及其他電氣設備的電磁干擾。ECG設計必須能在暴露于此類瞬時輸入時依然維持其共模及差分輸入性能。大多數ECG系統如今都銷往全球，設計人員必須考慮較壞情況下的交流主電源輸入范圍。例如，澳大利亞西部的交流主電源電壓可高達264 VAC rms，而尖峰電壓達6 kV。這種環境下的共模抑制大約是美國的兩倍，美國的主電源電壓為120 VAC rms。這一情況以及可能發生的電極失調和極化對差分和共模輸入動態范圍要求較高。ECG電壓的峰峰值通常為500μV~3mV，因此目標信號數字化之前的模擬前端輸入能力的動態范圍至關重要。如今的ECG前端采用銀或氯化銀電極，動態輸入范圍約為±1V，除顫器電極板上的電壓可達±1.5V以上。因此，為了降低共模噪聲的影響，鑒于前端級已具備出色的固有共模抑制特性，通常推薦共模抑制在100 db以上。

     如今的設計技術十分豐富。系統若能降低共模噪聲，提高有效共模抑制比，例如優化昂貴的高品質ECG電極的使用，就能限制基線漂移之類無用噪聲的進入。大多數ECG電纜都嵌有保護電阻以進行除顫器保護。這種影響以及電纜電容差異和前端EMI濾波會引起共模信號不平衡，從而導致相位從共模向差模偏移，甚至發生轉換。因此，平衡的輸入設計至關重要。“右腿驅動”技術可以減少多導聯配置的共模抑制。即使是雙導聯系統，也可通過采用“右腿驅動”，將電流驅動至與輸入共模信號存在180°相位差，從而降低放大器測得的對地共模電壓。電流抑制必須考慮到電極阻抗不匹配，調整相對電流相位，從而將有效共模信號降至較低。輸入射頻干擾可通過多種方法消除，包括差分和共模濾波、環境遮蔽，以及后端算法。總之，共模抑制在差分放大器的輸入端必須達到零失調，因為差分輸入電壓可達±1V。系統設計需要考慮的問題還有很多，病人安全、噪聲消減、EMS和ESD等等。

病人監控系統

    病人監控系統有兩種重要測量方法。第一種方法是呼吸測量。在醫院環境中，通過脈搏、血壓、體溫、呼吸和意識水平的生理觀察，醫生和護士可以及時獲得與病人健康或其他狀況相關的信息。在這些參數中，呼吸速率是一項重要的生命體征，體現了病人的不適或呼吸問題。正常呼吸速率由年齡、健康和壓力水平決定。新生兒的呼吸速率每分鐘約30次~60次，成人的正常呼吸速率約為每分鐘12次~20次，可能因壓力、疾病或活動增加而增多。病人監控儀采用共模阻抗充氣造影術來確定病人的呼吸速率，使用的電極與ECG導聯記錄一樣。測量呼吸速率的關鍵是測量胸腔的電阻抗，它會隨著每次吸氣和呼氣而變化。該電路可向病人施加高頻差分電流，通過一對電極和阻抗變化實現，阻抗變化由呼吸引起，從而產生相應的電壓變化，可用同一對或另一對電極測得。

病人監控儀的第二種重要測量方法是起搏器脈沖檢測。對安裝起搏器的病人而言，相對ECG信號，了解并采集起搏器產生的脈沖及其形態更為重要。在許多臨床應用環境中，了解起搏器的工作原理至關重要。比方說，如果你想同步反映心臟狀態，就必須了解起搏器如何作用于心房和心室，以保證起搏器不會被檢測成正常傳導的QRS波群，具體而言，在沒有起搏器脈沖產生心臟收縮的情況下，如果起搏器沒有采集心臟組織信號，就必須在植入起搏器時設置合適的閾值電平。精確檢測起搏器的脈沖也很重要，這樣才能防止將其與隨機噪聲尖峰相混淆。

解決方案

   ECG監控或測量適用的應用場合與環境十分廣泛，ADI采用了新的模擬前端ECG子系統ADAS1000以應對各種環境的需求。首先，ADAS1000可滿足診斷測量系統的需求

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