余元骏

重庆市药品技术审评认证中心，重庆 401120

引言

随着国内外医疗行业现代化进程的快速发展，高精尖的医疗设备已经成为决定未来医疗发展水平的重要工具，然而医疗设备的电磁干扰严重地破坏或降低了医疗设备的电气性能，甚至会危害到人体器官组织的健康。因此，国内外多数国家和地区比较重视医疗设备的电磁干扰和辐射问题，并通过相应的文件和法规来强制要求电气设备电磁兼容方面的技术指标。2012年我国国家食品药品监督总局发布了YY 0505-2012《医用电气设备 第1-2部分：安全通用要求 并列标准：电磁兼容 要求和试验》（代替YY0505-2005）医疗器械行业的标准公告[1]；2014年，美国食品药品管理局认可IEC60601-1-2Edition4 (2014-02)EMD standard requirements depending from the EM disturbance environment[2]，作为可用于证明医用电气设备和系统EMC符合性的标准。

医用电源滤波器可以有效地抑制干扰信号，在各种医疗设备电子线路中应用广泛，其相关指标的设计参数对电路抗干扰、稳定性和信噪比等性能都会产生重要影响[3]。目前，多数研究集中在单相三线医用电源滤波器，由于医疗设备领域对于漏电流的严格要求，医用电源滤波器的Y电容容值受到了严重的限制，甚至有时候需要取消Y电容，在应用领域范围内存在极大的局限性，同时对医用滤波器的共模抑制能力提出了挑战[4]，因此优化和提高滤波器性能对于医疗器械的发展具有重要的意义。本文通过锰锌共模磁环和纳米晶共模磁环相组合的方式，在漏电流限制条件下对常用的单相两线设备医用滤波器共模衰减进行了优化设计，解决了宽带共模抑制问题，有效地抑制了医用超声设备的传导发射，并满足GB9706.1-2007标准[5]中对地漏电流≤0.5 mA的要求。

1 医用电源滤波器电路设计

1.1 电路结构和模型

电磁干扰在电源线上的传输通常以两种模式进行[6]：一种是差模形式，信号在线（L）和中线（N）中传输，把L与N之间的干扰信号称为差模干扰信号，L与N之间存在180°相位差的干扰信号；另一种是共模形式，信号在L和地（E）、N和E两条路径上传输，把L与E、N与E存在的信号称为共模干扰信号。

图1所示为一个典型电源线滤波器电路，由集中参数元件构成的无源低通网络。滤波网络主要是由电容CX1、CX2、Cy1、Cy2和共模扼流圈（L）组成，电阻R为CX的泄放电阻，一般R取值为0.5～2 MΩ。电容CX1、CX2是差模滤波电容，跨接在零线和火线之间，对差模电流起旁路作用，一般取值为0.1～1 µF。如果干扰频率越低，电容可以适当选择大些，但选值不易过大，过大会导致设备通电瞬间产生大冲击电流。电容Cy1、Cy2为共模滤波电容，跨接在零线和火线与滤波器外壳之间，对共模电流起旁路作用，受漏电流的限制，共模滤波电容一般取值为10 nF以下。共模扼流圈（L）电感值保持不变，电感量由1 mH到几十MH不等，主要取决于要滤除的干扰频率，频率越低电感量越大[7]。

图1 电源滤波器的结构模型

1.2 医用滤波器的参数设计

1.2.1 漏电流计算

漏电流指当滤波器的外壳接触大地时流过接地线的电流，电源线滤波器安装时其外壳与机箱相连接，若机箱是金属材料且并没有安全接地，当人体接触机箱时，漏电流会流过人体，漏电流过大时会给人体带来安全隐患。因此，在医疗设备安全性能中，漏电流是一直以来是一个重要的测试指标[8]，用于医用电源滤波器的对地漏电流不超过0.5 mA，外壳漏电流为0.1 mA[5]。图2所示滤波电路结构图，漏电流的大小主要由电容Cy1、Cy2的容抗决定。U滤波器对地漏电流的计算公式为：

图2 漏电流示意图

其中，Uc为电容Cy1和Cy2上的压降（200 V），f为电网频率（50 Hz），C为共模电容（2 Cy）。

若满足漏电流Iid=0.5 mA，则Cy1、Cy2的电容值应满足Cy1=Cy2。因Iid=Iidcy1+Iidcy2，且Iidcy1=Iidcy2，可得出式(2)和(3)的结果：

1.2.2 插入损耗计算

电源滤波器对干扰噪声的抑制能力通常用插入损耗（Insertion Loss，IL）来衡量[9]。IL定义为：在电源噪声接入电源滤波器前后传输到负载端的功率P1和P2之比值。图3为接入电源滤波器前后的电路图。由图3可知，电源滤波器的IL与滤波器网络参量、源阻抗以及负载阻抗有关。

图3 接入电源滤波器前后的电路图

根据定义，用功率来计算IL的表达式如式(4)：

用电压来计算IL的表达式如式(5)：

图4为典型电源线滤波器IL示意图，由于滤波器中的电感和电容非理想性和电路中存在分布电容，IL在1 MHz以上开始减小；共模滤波的截止频率主要由共模电感决定[10]，共模电感的感量越大，则共模IL在低频段也会越大。

图4 典型电源线滤波器IL示意图

1.2.3 共模电感

共模电感是绕制在同一个磁环上的两个绕向相反匝数相同的电感，电源滤波器接入电路后，两个线圈内电流产生的磁通在磁环内相互抵消，使其磁环处于未饱和状态，该结构对相线和中线对地的共模干扰起抑制作用。由于在实际制作过程中工艺上的差异，使两个绕组不完全对称，两个电感量不相等会产生差模漏电感Le，Le与CX2形成低通滤波器，可对差模信号起抑制作用[11-12]。

由于噪声是由电源的基频产生，再加上高频谐波，所以噪声在10 kHz～50 MHz都会存在，因此要求电感在较高的频率内存在高阻抗特性。共模电感在低频时呈感性，高频时感抗随磁导率降低而降低。大多数磁芯都是选用软磁铁氧体（镍锌和锰锌），镍锌磁芯磁导率低，在高频时仍保持初始磁导率；而锰锌刚好相反，有很高的初始磁导率，虽然在低频时磁导率会衰减，但同时锰锌磁芯在低频能保持高阻抗特性非常适合用于10 kHz～50 MHz，多数情况我们选用锰锌铁氧体磁芯。但近年来，共模电感一般都采用纳米晶磁环，因纳米晶磁环µ值为8000以上的磁导率，-50℃～+130℃的温度特性和0～1 MHz的频率特性，使滤波性能大大提高。根据磁芯材料生产商提供的nH/N2的数据，电感量与匝数的平方成正比，因此很容易得到需要绕制的匝数。

成品共模电感的选型是根据受试设备的传导发射超标频带范围进行共模抑制作出选择[13]。例如：超声波医用设备工作频率为900 kHz，而经传导发射测试正好是超声波工作频率超标10 dBμV，则选择成品共模电感就需要求在工作频率点共模衰减值越大越好，且电感值也越大越好。如图5为成品共模电感的共模抑制图，该共模电感在900 kHz共模衰减为36 dB。

图5 成品共模电感共模/差模示意图

1.2.4 医用电源滤波器共模抑制能力增强技术

由于医疗设备对地漏电流严格要求很大程度地降低了滤波效能，因此需要多个共模电感串联或者提高共模电感的高频特性。电路中的电感器除了电感参数外，还存在寄生电阻和电容分量，导致电感的高频性能降低。电感器的分布电容主要来自两个方面：一方面是线匝之间的电容，另一方面是绕组与磁芯之间的电容[14-15]。减小电感的分布电容可以从两个方面解决。

如果磁芯是导体则应减小绕组与磁芯之间的电容，在绕组与磁芯之间加一层介电常数较低的绝缘材料，以增加绕组与磁芯之间的距离。

减小匝间电容。① 输入输出必须增加距离，否则分布电容在高频下会导致电感短路；② 尽可能单层绕制增加每匝之间的距离；③ 多层绕制方法：线圈匝数较多时，必须多层绕制，向一个方向绕制，边绕边重叠绕制，拒绝单层绕完再回绕；④ 分段绕制，在一个磁芯上将线圈分段绕制，这样可以减小每段间的电容；⑤ 对于特殊滤波器，应将多个电感串联使用，可以扩展电感的带宽；⑥ 采用磁芯的电感需考虑磁芯饱和问题，电感量越大，电感的磁芯越易发生磁饱和，由于电感量决定滤波器的截止频率，直接导致了对电感量的要求与磁饱和之间的矛盾，因此在磁芯电感绕制时，将传输负载电流的两根长度相同的导线，相反方向绕制，且保证匝数相同，两根导线在磁芯中产生的磁力线方向相反，且强度相同，正好可以相互抵消，负载电流在磁芯中的磁感应强度为0，因此不会发生磁饱和[16-17]。

以1.2.3成品电感所选择的共模电感为例，基于单个或者多个共模磁环来加强共模抑制，制作出了无共模电容的滤波器并测试IL。图6a为四种共模电感实物图，由上至下依次是1个共模电感，2个间距为10 mm的共模电感，3个间距为10 mm的共模电感，3个间距为55 mm的共模电感；图6b为运用网络分析仪测试共模电感的IL布置图。图7的测试结果表明：电感间间距相同时，多个共模电感IL更大；电感个数相同时，电感之间间距对IL有影响，这应该是受级间分布电容的存在和受共模电感自谐振频率的影响。因此，共模电感并非串联越多越好，应该根据安装结构适当调整串联电感的间距来减少分布电容的影响。

图6 四种共模电感实物图（a）与运用网络分析仪测试共模电感的IL布置图（b）

图7 不同电感模式插损值随频率变化趋势

2 测试结果对比与讨论

高精尖的医疗设备决定着未来医疗发展水平，然而医疗设备的电磁干扰严重地破坏或者降低了设备的工作性能，医用电源滤波器可以有效地抑制干扰信号。图8为受试设备使用传统电源滤波器传导发射测试图，设备在0.8342 MHz的工作频率点下，按照医疗II类设备的限值要求超出-10.97 dB，且测得漏电流等于0.5 mA，产品不满足GB9706.1-2007标准[5]中对地漏电流≤0.5 mA的要求。表1为改良前传统滤波器各频率点对应的限值数据表。

图8 无电源滤波器传统受试设备传导发射测试图

表1 改良前传统滤波器各频率点对应的限值数据表

图9为本文设计绕制的滤波器，选择3个共模电感串联，间距为10 mm的绕制方式，将其安装在设备上进行测试比较，结果显示各频率点下，均为超出医疗II类设备的限值要求，且测得漏电流小于0.5 mA。表2为改良后滤波器各频率点对应的限值数据表。

图9 受试设备传导发射安装医用滤波器传导发射测试图

表2 改良后滤波器各频率点对应的限值数据表

结果表明，对于无接地线的医疗设备，本文经过设计优化后的滤波器可有效抑制传导发射，设备的干扰得以解决且满足医用设备的GB 9706.1-2007安全性能和电磁兼容传导发射测试[18]。以往医疗设备抗干扰研究多集中在单相三线的医疗设备[19-22]，而受漏电流的限制导致滤波器的抑制能力降低。本设计解决了单相两线设备的传导发射电磁兼容的问题，扩大了医用滤波器在医疗设备领域的应用范围，并且针对超声信号传导发射特性，介绍了如何选择和制作高频特性的共模电感。由于单相两线医疗设备传导发射比较强，因此设计需要多个共模电感一起串联工作，这种设计方式减小了相互间的匝间电容，把电感之间的距离加大，导致滤波器的体积尺寸增大，未来还需要在元器件选型和电路设计上做进一步的优化。

3 结论

医用电源滤波器在针对漏电流的严格限制后，若不考虑Y电容的应用，则设计过程中需要提高共模电感的高频特性和电感串联个数，但由于电感串联时会受分布电容的影响，需根据设计需求选择合适的参数和合理结构布局来减小级间分布电容达到滤波目的。本设计与传统滤波器相比，解决了宽带共模抑制问题，有效地抑制了医用超声设备的传导发射，且产品都通过了YY 0505-2012标准。本设计具有一定的有效性和实用性，为医用滤波器的设计提供了参考价值。