對胸部進行一個小小的、及時的電擊(如:用除顫器電擊)可挽救心臟驟停(SCA)患者的生命。電擊(3kV至5kV，50A)阻止心臟產生無用的撲動(顫動)，這種撲動不能將血液輸送至大腦和其它器官。這種電擊讓心臟重新有序地泵送血液。在醫院，心臟監測通常是用一臺心電圖(ECG)儀配一個獨立的除顫器。當用除顫器進行拯救電擊時，ECG 探頭(如:電極)連接在患者身上。不用說，ECG必須承受這種電擊并繼續正常工作。

　　根據美國心臟協會(AHA)的數據，每年發生接近383,000起醫院外的心臟驟停，其中88%心臟驟停發生在家中。不幸的是，在醫院外發生心臟驟停的患者中，只有不到8%的人存活了下來。這些統計數字發人深省。在醫學術語中，心力衰竭與SCA有很大不同。SCA沒有征兆信號，人就這么倒下了。心力衰竭發生之前通常具有多種、比較明顯的征兆。

　　如果沒有起保護作用的皮膚，極小的電流也會損害患者心臟。在對電敏感的患者中，即使微量電流(10μA)也會引起室顫。要知道，使用ECG和獨立除顫器時，將多種設備同時連接至患者的情況并不罕見。顯而易見，總漏泄電流必須保持在能夠危及人類心臟的門限以下。

　　除顫器和挽救生命的電擊

　　許多人認為除顫器是重啟心臟，但實際上是停止心臟工作。心臟中有一種稱為纖顫的隨機跳動，這意味著心臟工作不協調，不泵送血液。除顫器將心臟電擊至不活動狀態，允許重新開始正常竇性心律。

　　圖1所示為醫院用除顫器，訓練有素的醫護人員進行毫秒級的電擊，挽救生命。為貫穿胸部并擊中心臟，3kV至5kV電壓和50A電流是必要的。要求高電壓和電流的原因是因為人體中大約75%的成分是鹽水，身體傳導了大部分電流，將心臟旁路。

　　圖1：帶電極的醫院用除顫器。注意，患者身上有外部心電圖或心臟監護儀，從胸部的白色圓片(電極)和導聯(線)可看出來。

　　第二種除顫器(圖2)為自動體外除顫器(AED)，設計供培訓較少的公眾使用。這些一次性電極片有兩個目的：一是利用心電圖監測心臟；二是 施加高壓電擊。

　　圖2：胸部按壓CPR(左圖)迫使血液循環，為大腦及其它生命器官供血，直到AED重啟心臟(右圖)。

　　AED保護器的輸入不受高壓和電流沖擊的損害，因為知道何時施加電擊，因此能夠，且確實能在電擊期間斷開ECG監護儀。然而，醫院用除顫器往往與獨立ECG或監護儀配合使用，后者的ECG或監護儀無法得到提前警告，必須要承受高壓和高電流沖擊。

　　ECG的除顫器保護

　　從圖1可知，電壓可能高達3kV至5 kV，電流高達50A。圖3所示除顫器測試配置看起來非常像標準ESD測試配置，但有一個重要區別。ESD測試具有皮法級的電容，但除顫器測試配置的電容則有數微法。因此，來自于除顫器的多余的能量必須在ECG之前消散掉。

　　圖3：除顫器測試配置(注意較大電容)。

　　圖4：典型ECG前端除顫器保護電路。LA = 左臂；RA = 右臂；RL = 右腿。

　　圖4所示為除顫器的典型ECG保護電路。為方便起見，我們標記了頂部左臂(LA)輸入電路中的元件。正常ECG波形為毫伏數量級(0.5mV至7mV)，但高壓除顫器的數量級則為千伏，可持續5ms至20ms——這是個長時間對于承受如此高壓的電子元件來說。大多數ECG前端使用諸如圖2所示的氖輝光燈管進行保護，例如NE-2或NE-23 (I1和I2)。NE-23內部具有小放射點，提供光子，以穩定電離電壓。氖輝光燈管的替代品是氣體放電避雷器管或瞬態電壓抑制器(TVS)。

　　電阻R1的范圍為10kΩ至20kΩ，可安裝在放大器內或內置到電纜，是串聯元件用于限制氖光燈中電流。電阻R2和R3，與電容C1、C2和C3一起，形成低通濾波器。二極管D1將電壓限制到較低電平。D1可為齊納二極管或雪崩二極管、金屬氧化物變阻器(MOV)，或者晶閘管浪涌保護器。D1電容與C1一起是低通濾波器的一部分。電容C2為共模濾波器，而C3提供差分濾波。通常C3比C2大10倍左右。SW1為高壓信號線保護器：檢測高電壓的開關，關斷串聯開關，打開箝位電路，降低放大器處的電壓。SW1可用限流二極管代替，后者看起來像JFET，源極和漏極連接在一起。二極管D2和D3為ESD保護二極管，將放大器輸入箝位至電源。注意放大器頂部的C4和齊納二極管D6，其吸收和箝位正電源。C5和D7對負電源的作用相同。

　　“沒有什么是完美無缺的?！边@句話世代相傳，我們在這里又用上了。該ECG除顫器保護電路的權衡取決于放大器的保護和ECG正確工作所必須的頻率響應的好壞。保護裝置的電容是保證正確心臟頻率響應的關鍵。

　　重復的電擊會造成除顫器輸入裝置性能下降。由于電擊性能下降，以及除顫器的玻璃外殼破裂導致空氣和水進入燈管，從而污染氖輝光燈管。所以，大多數制造商建議至少每年更換輸入保護裝置。在醫院環境下，ECG和除顫器使用頻繁，電擊次數更多，性能下降甚至更快。

　　現在，我們必須考慮射頻干擾(RFI)、靜電放電(ESD)、電磁干擾(EMI)以及抗擾性(EMS)對該保護設計的影響。

　　圖5：原理圖，防止ESD、EMI、EMS和RFI等有害的電氣現象的原理圖。

　　圖5中的裝置分為三類：

　　1. 限壓裝置：氣體放電控制器、金屬氧化物變阻器、電壓抑制器二極管、雙向觸發二極管，以及開關。

　　2. 限流裝置：保險絲、斷路器以及熱熔斷路器。

　　3. 上升時間減速器：電阻、電感、線圈、磁珠和電容，這些元件均減緩瞬態的上升時間，從而為其它保護裝置預留動作時間。

　　電容與電阻配合使用，磁珠以及電感作為低通濾波器。這種方法控制數據轉換器的抗混疊濾波。通過將沖擊在時間上進行分散，從而放緩ESD上升時間，允許電容效率更高。每個電容的工作電壓、等效串聯電阻(ESR)以及自諧振頻率點必須與應用的頻率及帶寬相匹配。自諧振頻率點可能意味著需要多個較小電容并聯，以吸收ESD的快速上升時間和除顫器電擊脈沖。

　　每個網絡都是相互的，他們在保護自身系統免受外部損害的同時，也避免器件有可能對外產生任何的意外的輻射信號。

　　所有這些器件都有助于ECG的保護電路。由于這將是一個復雜的系統，所以明智的做法是對其進行模擬。在這方面，有免費及低成本的計算和仿真工具可用。

　　終極目標是患者保護

　　有很多關于穿過心臟的安全電流水平的研究，醫療設備的標準發生過上下浮動，現在的安全水平據說是低于4μA至10μA。這使得醫療設備的設計是要求非?？量踢吘壴O計。同時也要注意，多種設備同時連接至患者的情況并不罕見。所以，總漏泄電流必須保持在能夠危及患者心臟的門限以下。

　　具體到現實中，除顫器設計者必須全面了解可能的電流輸入保護方法，然后選擇成本合理的最佳保護。必須始終保護患者，其中包括對醫療設備在使用期內進行正確檢查和校準。

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