24位Σ-Δ ADC簡(jiǎn)化ECG/EKG模擬前端設(shè)計(jì)

概述

　　電極放置在心臟兩側(cè)并緊貼皮膚，心電圖儀（ECG或EKG）記錄心電信號(hào)隨時(shí)間的變化。ECG顯示代表心肌活動(dòng)的電極對(duì)之間的壓差。通過顯示屏指示心率信號(hào)，便于醫(yī)生診斷心肌不同部位的微弱信號(hào)。

　　實(shí)際ECG信號(hào)的幅度只有幾毫伏，頻率不超過幾百赫茲。ECG測(cè)量面臨諸多挑戰(zhàn)：一方面，來自ECG主電源的50Hz至60Hz電容耦合干擾要比有用信號(hào)強(qiáng)許多；另一方面，身體皮膚的接觸阻抗以及傳感器之間阻抗的不匹配，這會(huì)導(dǎo)致較大的偏差并降低共模抑制能力；此外，還要解決接觸噪聲以及電磁源產(chǎn)生的干擾問題。

　　多數(shù)設(shè)計(jì)中，利用模擬前端（AFE）提取這些信號(hào)，對(duì)信號(hào)進(jìn)行放大和濾波，隨后采用一個(gè)12位或14位的ADC進(jìn)行數(shù)據(jù)采集。本文給出了ECG系統(tǒng)主要AFE組件，并提供了一種高度集成的設(shè)計(jì)方案，即MAX11040K 24位同步采樣Σ-Δ型ADC。MAX11040K提供該應(yīng)用所需的電路，省去了AFE。

　　AFE單元

　　模擬前端包含三個(gè)主要元件（圖1）。

　　圖1. 典型的ECG設(shè)備通常利用AFE進(jìn)行信號(hào)放大、濾波，然后通過一個(gè)ADC進(jìn)行數(shù)據(jù)采集。

　　1、儀表放大器（IA）

　　儀表放大器（IA）的主要任務(wù)是抑制共模信號(hào)（通常是50Hz/60Hz干擾）。ECG應(yīng)用需要90dB，甚至更高的共模抑制比（CMRR） 以抑制放大電路之前從電源耦合的50Hz/60Hz信號(hào)。即使采用具有高共模抑制比（CMRR）的IA，不同ECG電極的差異或者是皮膚接觸阻抗之間的不匹配不僅產(chǎn)生失調(diào)漂移，也會(huì)導(dǎo)致CMRR低于所期望的水平。阻抗的不匹配主要源于電極與皮膚的物理接觸、排汗和肌肉運(yùn)動(dòng)等原因。

　　隨后要考慮的因素是IA的增益，設(shè)置IA增益是必需注意避免增益過大導(dǎo)致削波或飽和。

　　還要注意的是，音頻信號(hào)與ECG信號(hào)不在同一頻帶。因此，典型的音頻放大器和Σ-Δ ADC并不適合ECG應(yīng)用，這些器件在有用信號(hào)頻帶內(nèi)存在較高的輸入?yún)⒖荚肼暋?/P>

　　IA的輸入阻抗指標(biāo)也很重要，因?yàn)镋CG測(cè)量的是微弱信號(hào)。推薦選擇具有高阻輸入的IA，因?yàn)檩^低的輸入阻抗會(huì)導(dǎo)致較大的信號(hào)衰減。

　　2、高通濾波器

　　雖然初始信號(hào)只有mV量級(jí)，通過IA放大5倍或10倍后將上升到幾十毫伏。而這個(gè)量級(jí)的信號(hào)也只能覆蓋ADC輸入量程很小的一部分。例如，一個(gè)12位ADC具有±4.096V輸入量程，最低有效位（LSB）為2mV，如果直接采集幾十毫伏的信號(hào)，就沒有足夠的分辨率來區(qū)分信號(hào)和采樣噪聲。因此，需要對(duì)信號(hào)進(jìn)行再次放大，還必須消除直流漂移。常見的AFE電路是使用一個(gè)高通濾波器，將不希望出現(xiàn)的信號(hào)（低頻干擾）作為一個(gè)負(fù)的偏移量反饋（負(fù)反饋）到IA輸入。

　　3、第二級(jí)放大

　　利用IA和高通濾波器消除直流和低頻干擾后，再進(jìn)行第二級(jí)放大，提供額外的增益以達(dá)到ADC的輸入量程。有些設(shè)計(jì)還添加了一個(gè)陷波濾波器，對(duì)50Hz/60Hz