基于ECG AFE简化病人监护仪设计 系统, 数据采集

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基于ECG AFE简化病人监护仪设计 更新于2012-07-11 17:24:48 文章出处:互联网 ECG 病人监护仪 AFE
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在较高水平的系统以及病人监控设备的元件系统中不难发现，许多数据采集系统都存在典型的信号链，包括信号采集、信号调理与处理以及工作通信。如果再深入探究，就会发现有很多的设计问题需要理解，比如有关信号完整性和共模抑制对信号的影响等问题等等。保证使用电气连接设备的病人的安全同样至关重要，但这会增加设计的复杂度。病人有时可能需要进行除颤，在这时候，我们必须防止系统自身受到此类活动的影响。不仅如此，还有其他的许多行业规范以及实践中的实际问题也会影响系统的最终设计。
图1是12导联ECG（心电图）监控器件的典型信号链，架构非常复杂，存在各种细微差别和复杂性。

图1 12导联ECG监控器件的典型信号链

ECG监控
ECG的测量，即心脏的电活动。测量ECG信号的设备包括便携式动态心电监护仪、临床心电图仪以及高通道心脏标测系统，这些设备在不断开发中。这些测量系统使用的环境十分广泛，图2中所示的是其中的一些典型场合。例如医院的使用环境包括手术室、重症监护室、电生理实验室等，每种环境都有需要解决的设计难题。这些环境所面临的设计难题的复杂性和测量目标都十分广泛，而且范围仍在不断扩大。随着医疗保健行业朝着远程病人监控方向发展，开发人员面临着一系列新的挑战，需要随时提出新的应对措施。

ECG信号
ECG信号是心脏在一段时间内电性活动的经胸反映，通过皮肤电极采集并于外部进行记录。它是由心电图设备产生的无创记录。ECG信号的幅度通常为0.25mV~5mV，由各种波所组成，如正常窦性心律图。正常窦性心律的偏差说明可能存在异常，医生可以借此评估病人的健康状况并作出相应处理。
ECG信号的采样图由P波、QRS波群和T波组成，代表一个心动周期中的心脏电性活动。一个心跳周期 P波：心房收缩；QRS波群：心室兴奋；T波：心室激动后的复原活动。如今，通过研究心脏不同层面的电气特性，心脏病专家能够确定很多与心脏功能相关的异常现象。如图3所示。

ECG测量
在ECG测量中，电极即电势传感器，放置在胸部和/或四肢各个部位。导联来自ECG电极的各种数学组合。虽然出于历史的原因，有些人认为这已经过时，但在临床环境中，12导联ECG依然是最常见的设置。12导联ECG包括三个标准肢体导联，即右臂、左臂和左腿，称为Einthoven导联。还有三个加压肢体导联VR、VL与VF，也就是通常所说的Goldberg加压导联，以及6个心前区导联，即V1~V6。心前区导联也称V导联，大多数心脏病专家认为其属于独立矢量，这也是威尔逊中心电端和目标V电极的差异所在。威尔逊中心电端本身由右臂、左臂和左腿导联组成，可进行3分频。我们可以发现，要想形成12导联ECG，只需连接9个电极即可。通常还会采用第10个电极来提供“右腿驱动”，随着映射的心脏层面增加，测量心脏生物电信号也变得更加复杂。
如图4所示，Einthoven导联和V导联一样可视为独立矢量，信号来自导联1、2、3，从两臂间或一条手臂与左腿之间测量得出。加压导联aVL、aVR和aVF与导联1、2、3源自同样的三个电极。以aVL为例，正极为左臂，负极为右腿和右臂的组合。因此，上述导联不属于独立导联。在胸导联连接V1~V6，6个正电极放置于胸部，之前提到的作为测量参考的威尔逊中心电端则相当于负电极。


图2 医疗保健系统中需要ECG监控的环境


图3 ECG信号


图4 经过心脏的aVx导联测量
电极就位以后，就可以开始测量心脏的电性活动。图5显示的是典型的12导联ECG打印结果。横轴方向每个大正方形为200ms，每个小正方形为40ms。纵轴方向当增益为1时，每个小正方形相当于100μV，即0.1mV。增益为1时，最左侧的校准信号代表1mV CAL信号的10mm垂直偏转。1mV的CAL信号通常宽160ms。每个导联均体现在ECG带上，用以识别心脏特征的异常情况。

图5 ECG波形/心律
了解了ECG测量的端点、电极的连接和导联的形成，以及最终ECG打印结果后，两个端点之间存在一系列模拟和数字信号处理过程，由于可用于采集和处理生物电信号的方法众多，情况变得更加复杂。测量生物电信号的方法在某种程度上决定了信号链的架构。采用直流耦合还是交流耦合？两者都很常用，也各有利弊。例如，在交流耦合系统中，顾名思义，信号的直流分量在前端级之后即经高通分拣去除。信号随后遇到高增益，再由ADC进行处理，该系统中12 ADC很常见。在直流耦合系统中，目标信号会受到直流失调电压的影响，通常约为300mV。因此，在经高阶ADC数字化处理前，前端只能采用低增益。由于整体信号的动态范围较宽，分辨率必须很高。一般而言，直流耦合系统是未来的发展趋势，因为该系统的复杂性较低，而且可采用后端信号处理，整体系统的灵活性大大增强。

共模抑制
共模抑制在整体系统设计中同样举足轻重。ECG可以测量心脏电气系统产生的电压。电压值依不同病人而决定，变化范围十分广泛。例如，在母亲子宫内的胎儿产生的ECG约为10μV以下，而成人则可能为5mV。测量完成后，ECG子系统还会受到无用环境电信号的影响，例如交流主电源、安全系统噪声，以及射频干扰(RFI)。这些电气干扰出现在测量系统的输入端，属于共模噪声，当存在与系统共模抑制比相关的小差分信号时，能够抑制大共模信号。医用标准需要的共模抑制约为100db。而实际临床用途则要求达到120db。
ECG信号还会受到多种共模源的破坏，包括电源线干扰、电极与皮肤间的接触噪声、以及其他电气设备的电磁干扰。ECG设计必须能在暴露于此类瞬时输入时依然维持其共模及差分输入性能。大多数ECG系统如今都销往全球，设计人员必须考虑最坏情况下的交流主电源输入范围。例如，澳大利亚西部的交流主电源电压可高达264 VAC rms，而尖峰电压达6 kV。这种环境下的共模抑制大约是美国的两倍，美国的主电源电压为120 VAC rms。这一情况以及可能发生的电极失调和极化对差分和共模输入动态范围要求较高。ECG电压的峰峰值通常为500μV~3mV，因此目标信号数字化之前的模拟前端输入能力的动态范围至关重要。如今的ECG前端采用银或氯化银电极，动态输入范围约为±1V，除颤器电极板上的电压可达±1.5V以上。因此，为了降低共模噪声的影响，鉴于前端级已具备出色的固有共模抑制特性，通常推荐共模抑制在100 db以上。
如今的设计技术十分丰富。系统若能降低共模噪声，提高有效共模抑制比，例如优化昂贵的高品质ECG电极的使用，就能限制基线漂移之类无用噪声的进入。大多数ECG电缆都嵌有保护电阻以进行除颤器保护。这种影响以及电缆电容差异和前端EMI滤波会引起共模信号不平衡，从而导致相位从共模向差模偏移，甚至发生转换。因此，平衡的输入设计至关重要。“右腿驱动”技术可以减少多导联配置的共模抑制。即使是双导联系统，也可通过采用“右腿驱动”，将电流驱动至与输入共模信号存在180°相位差，从而降低放大器测得的对地共模电压。电流抑制必须考虑到电极阻抗不匹配，调整相对电流相位，从而将有效共模信号降至最低。输入射频干扰可通过多种方法消除，包括差分和共模滤波、环境遮蔽，以及后端算法。总之，共模抑制在差分放大器的输入端必须达到零失调，因为差分输入电压可达±1V。系统设计需要考虑的问题还有很多，病人安全、噪声消减、EMS和ESD等等。