24位Σ-Δ ADC簡化ECG/EKG模擬前端設計

　　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：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）。

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

　　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。

　　1、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-Δ ADC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。

　　2、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。

　　3、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。

　　4、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，仍要優先考慮具有高分辨率、高共模抑制比（CMRR）及其它優勢的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具備才應用的幾項必備規格：

　　輸入量程：±2.2V

　　差分輸入