24位Σ-Δ ADC简化ECG/EKG模拟前端设计

　　概述

　　电极放置在心脏两侧并紧贴皮肤，心电图仪（ECG或EKG）记录心电信号随时间的变化。ECG显示代表心肌活动的电极对之间的压差。通过显示屏指示心率信号，便于医生诊断心肌不同部位的微弱信号。

　　实际ECG信号的幅度只有几毫伏，频率不超过几百赫兹。ECG测量面临诸多挑战：一方面，来自ECG主电源的50Hz至60Hz电容耦合干扰要比有用信号强许多；另一方面，身体皮肤的接触阻抗以及传感器之间阻抗的不匹配，这会导致较大的偏差并降低共模抑制能力；此外，还要解决接触噪声以及电磁源产生的干扰问题。

　　多数设计中，利用interwetten与威廉的赔率体系 前端（AFE）提取这些信号，对信号进行放大和滤波，随后采用一个12位或14位的ADC进行数据采集。本文给出了ECG系统主要AFE组件，并提供了一种高度集成的设计方案，即MAX11040K 24位同步采样Σ-Δ型ADC。MAX11040K提供该应用所需的电路，省去了AFE。

　　AFE单元

　　模拟前端包含三个主要元件（图1）。

　　图1. 典型的ECG设备通常利用AFE进行信号放大、滤波，然后通过一个ADC进行数据采集。

　　1、仪表放大器（IA）

　　仪表放大器（IA）的主要任务是抑制共模信号（通常是50Hz/60Hz干扰）。ECG应用需要90dB，甚至更高的共模抑制比（CMRR） 以抑制放大电路之前从电源耦合的50Hz/60Hz信号。即使采用具有高共模抑制比（CMRR）的IA，不同ECG电极的差异或者是皮肤接触阻抗之间的不匹配不仅产生失调漂移，也会导致CMRR低于所期望的水平。阻抗的不匹配主要源于电极与皮肤的物理接触、排汗和肌肉运动等原因。

　　随后要考虑的因素是IA的增益，设置IA增益是必需注意避免增益过大导致削波或饱和。

　　还要注意的是，音频信号与ECG信号不在同一频带。因此，典型的音频放大器和Σ-Δ ADC并不适合ECG应用，这些器件在有用信号频带内存在较高的输入参考噪声。

　　IA的输入阻抗指标也很重要，因为ECG测量的是微弱信号。推荐选择具有高阻输入的IA，因为较低的输入阻抗会导致较大的信号衰减。

　　2、高通滤波器

　　虽然初始信号只有mV量级，通过IA放大5倍或10倍后将上升到几十毫伏。而这个量级的信号也只能覆盖ADC输入量程很小的一部分。例如，一个12位ADC具有±4.096V输入量程，最低有效位（LSB）为2mV，如果直接采集几十毫伏的信号，就没有足够的分辨率来区分信号和采样噪声。因此，需要对信号进行再次放大，还必须消除直流漂移。常见的AFE电路是使用一个高通滤波器，将不希望出现的信号（低频干扰）作为一个负的偏移量反馈（负反馈）到IA输入。

　　3、第二级放大

　　利用IA和高通滤波器消除直流和低频干扰后，再进行第二级放大，提供额外的增益以达到ADC的输入量程。有些设计还添加了一个陷波滤波器，对50Hz/60Hz作进一步抑制。

　　4、低通/抗混叠滤波器

　　低通滤波器用来抑制高频干扰，它也作为一个抗混叠滤波器（即阻止任何大于奈奎斯特或1 / 2采样频率的信号，避免产生ADC混叠）。

　　为了进一步降低输入共模信号，ECG设计通常还引入一级“右腿驱动器”，驱动反相共模信号返回人体。为了确保病人的安全，通常利用一个运算放大器和一个限流电阻，确保驱动到人体的是一个非常微弱的信号源。这个屏蔽装置旨在降低ECG探头承载信号的噪声耦合。

　　总之，ECG应用中的有用信号小于100mV，考虑到失调和共模信号，通常将其放大到2V。因此，AFE必须有2V测量范围，可以辨识低于几百，甚至几十µV的信号，采样率在1ksps左右。

　　正确的ADC可以减少、甚至消除对AFE的需求

　　AFE设计完成后，能够满足实际应用对分辨率、速率和输入量程的要求的ADC有许多。但是，仍要优先考虑具有高分辨率、高共模抑制比（CMRR）及其它优势的ADC，以确保ECG的设计需求。

　　MAX11040K同步采样、Σ-ΔADC本身的性能指标即超出了此类应用的最低要求，可以取代系统的大部分功能电路，甚至可以省去AFE，提供了一种更可靠、更小封装、更简便的设计方案。

　　MAX11040K具备才应用的几项必备规格：

　　输入量程：±2.2V

　　差分输入

　　110dB共模抑制比（典型值）

　　24位分辨率：

　　   SNR >110dB

　　   19位无噪声范围

　　   有效分辨率 = 2/219 = 3.8µV

　　±6V输入过压保护

　　四路全差分同步采样ADC

　　   可级联多达32个通道同步采样

　　可编程输出数据速率

　　串行接口（方便安全隔离）

　　可编程相位（子数据率）

　　过压/故障检测