概述
電極放置在心臟兩側并緊貼皮膚，心電圖儀(ECG或EKG)記錄心電信號隨時間的變化。ECG顯示代表心肌活動的電極對之間的壓差。通過顯示屏指示心率信號，便于醫(yī)生診斷心肌不同部位的微弱信號。
實際ECG信號的幅度只有幾毫伏，頻率不超過幾百赫茲。ECG測量面臨諸多挑戰(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強許多；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，這會導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生的干擾問題。
多數設計中，利用模擬前端(AFE)提取這些信號，對信號進行放大和濾波，隨后采用一個12位或14位的ADC進行數據采集。本文給出了ECG系統主要AFE組件，并提供了一種高度集成的設計方案，即MAX11040K 24位同步采樣Σ-Δ型ADC。MAX11040K提供該應用所需的電路，省去了AFE。
AFE單元
模擬前端包含三個主要元件(圖1)。
圖1. 典型的ECG設備通常利用AFE進行信號放大、濾波，然后通過一個ADC進行數據采集
儀表放大器(IA)
儀表放大器(IA)的主要任務是抑制共模信號(通常是50Hz/60Hz干擾)。ECG應用需要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。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生失調漂移，也會導致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、排汗和肌肉運動等原因。
隨后要考慮的因素是IA的增益，設置IA增益是必需注意避免增益過大導致削波或飽和。
還要注意的是，音頻信號與ECG信號不在同一頻帶。因此，典型的音頻放大器和Σ-ΔADC并不適合ECG應用，這些器件在有用信號頻帶內存在較高的輸入參考噪聲。
IA的輸入阻抗指標也很重要，因為ECG測量的是微弱信號。推薦選擇具有高阻輸入的IA，因為較低的輸入阻抗會導致較大的信號衰減。
高通濾波器
雖然初始信號只有mV量級，通過IA放大5倍或10倍后將上升到幾十毫伏。而這個量級的信號也只能覆蓋ADC輸入量程很小的一部分。例如，一個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，就沒有足夠的分辨率來區(qū)分信號和采樣噪聲。因此，需要對信號進行再次放大，還必須消除直流漂移。常見的AFE電路是使用一個高通濾波器，將不希望出現的信號(低頻干擾)作為一個負的偏移量反饋(負反饋)到IA輸入。
第二級放大
利用IA和高通濾波器消除直流和低頻干擾后，再進行第二級放大，提供額外的增益以達到ADC的輸入量程。有些設計還添加了一個陷波濾波器，對50Hz/60Hz作進一步抑制。
低通/抗混疊濾波器
低通濾波器用來抑制高頻干擾，它也作為一個抗混疊濾波器(即阻止任何大于奈奎斯特或1 / 2采樣頻率的信號，避免產生ADC混疊)。
為了進一步降低輸入共模信號，ECG設計通常還引入一級“右腿驅動器”，驅動反相共模信號返回人體。為了確保病人的安全，通常利用一個運算放大器和一個限流電阻，確保驅動到人體的是一個非常微弱的信號源。這個屏蔽裝置旨在降低ECG探頭承載信號的噪聲耦合。
總之，ECG應用中的有用信號小于100mV，考慮到失調和共模信號，通常將其放大到2V。因此，AFE必須有2V測量范圍，可以辨識低于幾百，甚至幾十μV的信號，采樣率在1ksps左右。
正確的ADC可以減少、甚至消除對AFE的需求
AFE設計完成后，能夠滿足實際應用對分辨率、速率和輸入量程的要求的ADC有許多。但是，仍要優(yōu)先考慮具有高分辨率、高共模抑制比(CMRR)及其它優(yōu)勢的ADC，以確保ECG的設計需求。
MAX11040K同步采樣、Σ-ΔADC本身的性能指標即超出了此類應用的最低要求，可以取代系統的大部分功能電路，甚至可以省去AFE，提供了一種更可靠、更小封裝、更簡便的設計方案。
MAX11040K具備該應用的幾項必備規(guī)格：
輸入量程：±2.2V
差分輸入
110dB共模抑制比(典型值)
24位分辨率
· SNR > 110dB
· 19位無噪聲范圍
· 有效分辨率= 2/219 = 3.8µV
±6V輸入過壓保護
四路全差分同步采樣ADC
· 可級聯多達32個通道同步采樣
可編程輸出數據速率
串行接口(方便安全隔離)
可編程相位(子數據率)
過壓/故障檢測
圖2給出了MAX11040K的簡單應用，差分輸入、高達110dB的共模抑制比可有效抑制50Hz/60Hz電源耦合噪聲，由此，MAX11040K可以取代IA的第一個功能。憑借其24位分辨率和19位無噪聲范圍，MAX11040K具有足夠的分辨率，完全可以捕捉到幾個µV的信號變化。省去了第一級放大器(IA的第二個功能)、第二級放大器和高通濾波器。另外，器件±2.2V的輸入量程也非常適合ECG應用。
圖2. 僅利用MAX11040K ADC獲得ECG應用所需的性能，減少元件數量的同時，節(jié)省電路板空間并降低系統的整體成本
MAX11040K的采樣率為3.072MHz(過采樣Σ-Δ)，但可編程輸出數據速率(即有效采樣率)，將其設置在64ksps至250sps，提高了系統靈活性。對于小信號，該器件具有誤差平滑功能，采用∑-? ADC架構也消除了抗混疊濾波器的需求。有關Σ-Δ型ADC的詳細介紹，請參考應用筆記1870：“解密Σ-ΔADC。”
MAX11040K的另外兩個功能也非常適合ECG應用，即同步采樣和可編程相位延遲。當前世界上流行的是12導聯ECG，保持相位的完整性非常重要。每片MAX11040K提供4個差分通道，相當于8個探頭。MAX11040K可以最多級聯八片器件，支持多達64個通道的同步采樣。不僅可以同時對各通道進行采樣，而且每個通道的相位也可以編程設置(0到333μs延時，步長為1.33μs)。
我們還提供16位分辨率的類似器件：MAX11046，都具有±6V輸入保護，當輸入信號超越88%的輸入范圍時，產生過壓故障報警。一個串行外設接口(SPI)減少了對光隔離器的要求，無需額外電源，因為其數字電源和模擬電源分開供電。
MAX11040解決方案的測試結果
圖3. ECG應用測試(采用MAX11040K評估板)
圖3是MAX11040K評估板框圖，可用于實際測試評估。該評估板包含兩片MAX11040K，配置工作在8通道同步采集。該評估板可以插入PC的USB口，帶有存儲器和DSP，便于項目開發(fā)。
The experiment was conducted by just adding copper plates to conduct ECG signals, and with 22kΩ series resistors between the ADC input and the user's hands. With an input impedance of 130kΩ (based on a XIN clock frequency of 24.567MHz), the signal should be attenuated by 75% (Figure 4). Test results are seen in Figure 5.
在實驗中僅僅增加銅箔連通ECG信號，在ADC輸入和電極之間串聯22kΩ電阻。130kΩ ADC輸入阻抗(XIN時鐘頻率為24.567MHz)，使得信號出現75%的衰減(圖4)，測試結果如圖5所示。
圖4. MAX11040K的等效輸入阻抗
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圖5. EKG采集數據
結論
本文發(fā)表時，MAX11040K ADC是市場上唯一滿足ECG測量要求的器件，在不增加成本的前提下提供理想的特性指標。MAX11040K有助于降低您的研發(fā)預算、縮短設計時間、縮小電路板面積并減少系統的元件數量，同時也提高了方案的性能和可靠性。