可挽救生命的那些医疗电子技术

 对胸部进行一个小小的、及时的电击(如:用除颤器电击)可挽救心脏骤停(SCA)患者的生命。电击(3kV至5kV，50A)阻止心脏产生无用的扑动(颤动)，这种扑动不能将血液输送至大脑和其它器官。这种电击让心脏重新有序地泵送血液。在医院，心脏监测通常是用一台心电图(ECG)仪配一个独立的除颤器。当用除颤器进行拯救电击时，ECG 探头(如:电极)连接在患者身上。不用说，ECG必须承受这种电击并继续正常工作。

根据美国心脏协会(AHA)的数据，每年发生接近383,000起医院外的心脏骤停，其中88%心脏骤停发生在家中。不幸的是，在医院外发生心脏骤停的患者中，只有不到8%的人存活了下来。这些统计数字发人深省。在医学术语中，心力衰竭与SCA有很大不同。SCA没有征兆信号，人就这么倒下了。心力衰竭发生之前通常具有多种、比较明显的征兆。

如果没有起保护作用的皮肤，极小的电流也会损害患者心脏。在对电敏感的患者中，即使微量电流(10μA)也会引起室颤。要知道，使用ECG和独立除颤器时，将多种设备同时连接至患者的情况并不罕见。显而易见，总漏泄电流必须保持在能够危及人类心脏的门限以下。

除颤器和挽救生命的电击

许多人认为除颤器是重启心脏，但实际上是停止心脏工作。心脏中有一种称为纤颤的随机跳动，这意味着心脏工作不协调，不泵送血液。除颤器将心脏电击至不活动状态，允许重新开始正常窦性心律。

图1所示为医院用除颤器，训练有素的医护人员进行毫秒级的电击，挽救生命。为贯穿胸部并击中心脏，3kV至5kV电压和50A电流是必要的。要求高电压和电流的原因是因为人体中大约75%的成分是盐水，身体传导了大部分电流，将心脏旁路。

图1：带电极的医院用除颤器。注意，患者身上有外部心电图或心脏监护仪，从胸部的白色圆片(电极)和导联(线)可看出来。

第二种除颤器(图2)为自动体外除颤器(AED)，设计供培训较少的公众使用。这些一次性电极片有两个目的：一是利用心电图监测心脏;二是 施加高压电击。

图2：胸部按压CPR(左图)迫使血液循环，为大脑及其它生命器官供血，直到AED重启心脏(右图)。

AED保护器的输入不受高压和电流冲击的损害，因为知道何时施加电击，因此能够，且确实能在电击期间断开ECG监护仪。然而，医院用除颤器往往与独立ECG或监护仪配合使用，后者的ECG或监护仪无法得到提前警告，必须要承受高压和高电流冲击。

ECG的除颤器保护

从图1可知，电压可能高达3kV至5 kV，电流高达50A。图3所示除颤器测试配置看起来非常像标准ESD测试配置，但有一个重要区别。ESD测试具有皮法级的电容，但除颤器测试配置的电容则有数微法。因此，来自于除颤器的多余的能量必须在ECG之前消散掉。

图3：除颤器测试配置(注意较大电容)。

图4：典型ECG前端除颤器保护电路。LA = 左臂;RA = 右臂;RL = 右腿。

图4所示为除颤器的典型ECG保护电路。为方便起见，我们标记了顶部左臂(LA)输入电路中的元件。正常ECG波形为毫伏数量级(0.5mV至7mV)，但高压除颤器的数量级则为千伏，可持续5ms至20ms——这是个长时间对于承受如此高压的电子元件来说。大多数ECG前端使用诸如图2所示的氖辉光灯管进行保护，例如NE-2或NE-23 (I1和I2)。NE-23内部具有小放射点，提供光子，以稳定电离电压。氖辉光灯管的替代品是气体放电避雷器管或瞬态电压抑制器(TVS)。

电阻R1的范围为10kΩ至20kΩ，可安装在放大器内或内置到电缆，是串联元件用于限制氖光灯中电流。电阻R2和R3，与电容C1、C2和C3一起，形成低通滤波器。二极管D1将电压限制到较低电平。D1可为齐纳二极管或雪崩二极管、金属氧化物变阻器(MOV)，或者晶闸管浪涌保护器。D1电容与C1一起是低通滤波器的一部分。电容C2为共模滤波器，而C3提供差分滤波。通常C3比C2大10倍左右。SW1为高压信号线保护器：检测高电压的开关，关断串联开关，打开箝位电路，降低放大器处的电压。SW1可用限流二极管代替，后者看起来像JFET，源极和漏极连接在一起。二极管D2和D3为ESD保护二极管，将放大器输入箝位至电源。注意放大器顶部的C4和齐纳二极管D6，其吸收和箝位正电源。C5和D7对负电源的作用相同。

“没有什么是完美无缺的。”这句话世代相传，我们在这里又用上了。该ECG除颤器保护电路的权衡取决于放大器的保护和ECG正确工作所必须的频率响应的好坏。保护装置的电容是保证正确心脏频率响应的关键。

重复的电击会造成除颤器输入装置性能下降。由于电击性能下降，以及除颤器的玻璃外壳破裂导致空气和水进入灯管，从而污染氖辉光灯管。所以，大多数制造商建议至少每年更换输入保护装置。在医院环境下，ECG和除颤器使用频繁，电击次数更多，性能下降甚至更快。

现在，我们必须考虑射频干扰(RFI)、静电放电(ESD)、电磁干扰(EMI)以及抗扰性(EMS)对该保护设计的影响。

图5：原理图，防止ESD、EMI、EMS和RFI等有害的电气现象的原理图。

图5中的装置分为三类：

1. 限压装置：气体放电控制器、金属氧化物变阻器、电压抑制器二极管、双向触发二极管，以及开关。

2. 限流装置：保险丝、断路器以及热熔断路器。

3. 上升时间减速器：电阻、电感、线圈、磁珠和电容，这些元件均减缓瞬态的上升时间，从而为其它保护装置预留动作时间。

电容与电阻配合使用，磁珠以及电感作为低通滤波器。这种方法控制数据转换器的抗混叠滤波。通过将冲击在时间上进行分散，从而放缓ESD上升时间，允许电容效率更高。每个电容的工作电压、等效串联电阻(ESR)以及自谐振频率点必须与应用的频率及带宽相匹配。自谐振频率点可能意味着需要多个较小电容并联，以吸收ESD的快速上升时间和除颤器电击脉冲。

每个网络都是相互的，他们在保护自身系统免受外部损害的同时，也避免器件有可能对外产生任何的意外的辐射信号。

所有这些器件都有助于ECG的保护电路。由于这将是一个复杂的系统，所以明智的做法是对其进行模拟。在这方面，有免费及低成本的计算和仿真工具可用。

终极目标是患者保护

有很多关于穿过心脏的安全电流水平的研究，医疗设备的标准发生过上下浮动，现在的安全水平据说是低于4μA至10μA。这使得医疗设备的设计是要求非常苛刻边缘设计。同时也要注意，多种设备同时连接至患者的情况并不罕见。所以，总漏泄电流必须保持在能够危及患者心脏的门限以下。

具体到现实中，除颤器设计者必须全面了解可能的电流输入保护方法，然后选择成本合理的最佳保护。必须始终保护患者，其中包括对医疗设备在使用期内进行正确检查和校准。