如何测量心电图 - 信号链和特征
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大家好，欢迎观看 “如何测量 ECG”培训 系列的后续视频。 在前面的视频中， 我们学习了什么 是 ECG，它对于心脏健康 和功能诊断的重要意义 以及它与 PPG 的比较情况。 在本后续视频中， 我们将深入了解 ECG 信号链元件的要求 以及 ECG 终端 设备中实现的一些 较常见的功能。 典型的 ECG 系统 看起来是这样的。 在后面几张幻灯片中， 我们会逐一讲解 这里的每一个模块， 以便您了解 每个模块的用途 和工作原理。 此图展示了单导联 ECG 系统的三个电极， 分别是 我们所知道的构成 导联 1 的 LA 和 RA 电极， 当然还有 RLD 电极， 它通过专用的 RLD 放大器为患者 提供偏置电压。 每个电极后面通常 有一些保护电路， 需要用于隔离 患者与故障电流。 它还可以保护 ADC 子系统免受 过压事件损坏， 例如来自除颤器的 高压电击。 大多数应用还需要 某种形式的导联脱落 检测，以验证 电极是否仍然 连接到患者， 并监测连接质量。 导联脱落检测模块 后面是一个仪表放大器， 简称 INA。 INA 级需要向 电极输入施加 高输入阻抗， 并提供增益。 最后，信号连接 到模数转换器或 ADC 的输入端。 您可以看到，这实际上 是一个相当复杂的系统， 包含很多部分。 如果要实现 3 导联 ECG， 系统会变得更加复杂。 我们从前面的 视频中了解到， 只需两个 ADC 通道 即可实现 3 导联 ECG， 因为第三个导联 可以计算出来。 在此图中，每个导联 是通过两个独立的 同步采样 ADC 测量的。 12 导联 ECG 系统 甚至更加复杂。 除了前面例子中 讨论的功能模块， 还要求生成 威尔逊中心端子 或 WCT 电压。 请记住，测量胸部 导联 V1 至 V6 需要 此电压。 我们首先着重看 INA 级之前输入信号 路径中的元件。 此图展示了 ECG 设计的典型前端。 INA 前面的元件一般 由三个部分组成。 我们首先介绍 限流电阻器， 它有几个用途。 首先，所有 ECG 标准都要求在 INA 输入对 电源轨短路时 限制电极上的 电流。 电阻值取决于 医学标准和 电压电源允许的 泄漏电流量。 接下来是共模和差分 抗混叠滤波器。 抗混叠滤波器是 用来抑制高频噪声的 低通滤波器。 虽然这种噪声可能 存在于目标带宽之外， 但所有采样系统都 受带外信号成分混叠到 低频的影响。 这些滤波器需要 在模拟域中预先 抑制噪声。 初级抗混叠 滤波器的拉频 由各输入端的串联电阻 和差分电容 Cdiff 确定。 我们需要差分电容 远大于共模电容。 由于差分 RC 滤波器 不受元件失配的影响， 所以它不会 降低共模抑制。 我们仍然需要 共模电容来滤除 高频共模信号， 但不应将大量 滤波工作交给它。 否则，元件容差 将降低 CMR。 当我们讨论右腿 驱动放大器时， 再深入谈一谈 CMR。 最后，我们需要 一个二极管电路来 预防除颤电击。 除颤器可以将千伏 电压传输给患者， 使其恢复正常的心律。 我们需要确保 电路板上的器件 不会因电击而损坏。 如果设计得当， 二极管会将 输入电压钳位到 INA 的绝对最大 输入电压范围内， 电阻器将限制流经 二极管的电流。 有些应用可能不爱 使用电极的 R 模块。 这样可以减少连接 数量并节省成本。 在本例中， INA 输入将需要 使用串联电容 或 C 模块进行交流 耦合。 输入信号路径 仍然与直流耦合版本 非常相似。 例外之处是，电源轨之间 需要有一个电阻分压器， 以设置直流共模电压。 通常，此电压 设置为中位电压。 另外，也可以在 可用的中位电压 轨上使用 单个上拉电阻。 这些电阻器 和 C 模块组合成 一个高通滤波器， 它将阻断身体的 浮动偏置电压。 这些高通滤波器的 截止频率可以低至 0.05 赫兹，同时 保留 ECG 信号 成分。 现在我们来看 ECG 系统中 INA 级的 重要要求。 其中包括输入 偏置电流、输入阻抗、 输入电流和电压 噪声、功耗和 CMRR 或共模抑制比。 输入偏置电流 是 ECG 应用中最 重要的要求之一。 ECG 应用中严格规定 输入偏置电流 必须保持在一定 水平之下。 客户一般希望 输入偏置电流 保持在几纳安之下。 如果器件指定了 最大输入偏置电流， 那么它优先于典型值。 输入阻抗也 有类似的要求， 因为 ECG 信号非常小， 拥有非常小的驱动 强度。 噪声在 ECG 应用中也很重要， 原因是显而易见的， 信号电平相对较小， 而医生需要 能够解析信号内 非常小的特征。 甚至连电流噪声 也很重要，因为患者 与电极之间的 阻抗可能非常高。 即使很小的电流噪声也可以 转化为非常大的电压噪声， 从而屏蔽 ECG 信号。 功耗并不总是很重要， 因为医院设备 一般连接墙上电源。 然而，随着越来 越多的 ECG 测量系统 变得可移动， 消费类设备甚至 新的医院级 设备都设计为 电池供电。 这样更便于患者 和护理人员移动。 最后，CMRR 非常重要， 因为典型的 ECG 系统 暴露在大量的 共模干扰中， 例如 50 和 60 赫兹电力线噪声。 患者的身体 像是一根天线， 可以轻松接收 公用电力信号。 模拟前端必须 有非常好的 CMRR， 以确保噪声不会 通过信号链。 在本次演示中 我们不会谈及 不太重要的规范， 包括输入失调电压 和输入失调电压漂移、 增益误差、非线性以及 电源抑制比或 PSRR。 这些规范一般 来说不太重要， 因为皮肤电极 接触点的失调电压 通常远大于 INA 级 引入的误差。 此外，漂移通常 并不构成问题， 因为应用的温度范围 通常很窄。 最后，如果 电源设计得当， 配置了足够的 电源和去耦电容， 那么，PSRR 在 INA 级中一般 也不构成问题。 共模抑制是 ECG 数据 采集系统中的一个非常 重要的问题。 正如我之前提到的， 来自电力线频率的 共模干扰可以耦合 到患者和电缆上， 给 ECG 测量带来 一个常见的挑战。 此图展示了向 CMRR 非常好的 INA 的输入端 应用的共模信号。 另外，输入端还有 两个共模 RC 滤波器。 共模信号仍然 可以抵达输出端， 因为 RC 滤波器组合 没有良好的 CMRR。 这是因为它们 各自的容差导致 元件失配。 给定频率 f 下的共模抑制 将降级到 20 乘 ΔR 除以 R 加上 ΔC 除以 C 括起来以 10 为底的对数。 这一项再加上 20 乘 f 除以 f c 的以 10 为底的对数， 其中 f c 是设计滤波器截止 频率，ΔR 和 ΔC 是元件容差。 因为良好匹配的 分立式元件很难得， 所以我们必须 找到另一种方法 来解决这一问题。 右腿驱动电极可以 由实现负共模 反馈的放大器 驱动。 除了提供直流 偏置电压之外， RLD 还可以通过共模 消除信号驱动身体， 并有助于抑制 共模交流信号。 在此图中，我们 看到共模信号是 从全差分 INA 的 输出得到的，该 INA 将每个输出连接 到一个求和点。 求和点连接到 RLD 放大器的反相输入。 这就形成了共模信号的 巨大负反馈环路。 请注意，RLD 放大器的非反相 输入是偏置的，而且为 中位电压，因此输出消除 信号集中在驱动 到身体的直流偏置 电压周围。 我们来讨论 ECG 数据 采集系统的另一个常见 功能 -- 导联脱落检测。 使用 ECG 监护 患者的医生需要 在电极断开连接 或连接质量不再 良好时得到提醒。 这一般是通过 阻抗测量实现的。 这张幻灯片上展示了 所说的直流导联脱落检测， 检测期间使用 直流激励源来 确定各个电极的阻抗。 左侧使用了连接 到电源的上拉和 下拉电阻器。 比较器监测每个 输入相对于设定 电压阈值的电压。 当患者的阻抗 Z patient 变得过大时， INA 的正输入或 负输入端的电压 将分别上拉或下拉。 比较器设定为 达到预定的电压 阈值时触发，该阈值 对应于电极 脱离患者时的 某种阻抗水平。 系统监测比较器的输出 以查看哪个电极脱落， 然后向医生发出警告。 右侧使用电流源进行 导联脱落检测， 工作原理是相似的。 但它不使用上拉 或下拉电阻器， 而是使用激励电流源。 这里适用同样的原理 -- 当阻抗变得过大时， 比较器输入端的电压 将导致它们触发 并向医生指示， 一个电极已断开。 因为每个 INA 输入都连接到 单独的比较器， 因此可以随时监测 每一个电极的状态。 这些比较器的输出可以 连接到微处理器的 警报引脚上，以便立即 发出通知。 但是，串联直流 阻断电容器导致 交流耦合系统无法采用 直流导联脱落检测方法。 由于直流电流不能 通过交流耦合输入端， 因此激励信号 需要是交流信号。 在本例图中， 我们在输入端 注入已知大小和 频率的交流电流。 系统输出的频谱 中有一些频率分量， 对应于由激励电流和 患者电极阻抗生成的 电压。 在后处理过程中， 您可以用该频率 分量的电压除以 已知电流大小来计算 输入端之间的阻抗。 如果测量的阻抗过大， 系统可以指示用户 连接不再良好。 不同于直流导联 脱落检测方法， 无法使用交流导联 脱落检测来监测个体 电极的状态。 如果检测到 导联脱落事件， 医生必须检查该 特定通道上使用的 两个电极。 ECG 输入信号链 中的最后一级是 模数转换器，简称 ADC。 ECG 系统过去通常 使用更便宜的 低分辨率 ADC。 为了使系统的 输入参考噪声 足够低，需要配置 INA 级， 以获得很大的增益。 这样就不能容忍 来自电极的 巨大失调电压， 所以就需要对 输入进行交流耦合， 以便使用大的增益， 而无需对 ADC 削波。 较新的 ECG 系统利用 更高分辨率的 ADC。 它们可以承受对 INA 输入端的直流耦合， 使用较低的增益并利用 ADC 的宽动态范围 在巨大的直流失调电压 上测量小的 ECG 信号。 在下一视频中， 我们将会讨论 TI 的 Δ-Σ ADC 为 ECG 测量应用带来的优势。 好了，今天就介绍到这里。 敬请关注关于如何测量 ECG 的更多同系列视频。 on how to measure ECG.
大家好，欢迎观看 “如何测量 ECG”培训 系列的后续视频。 在前面的视频中， 我们学习了什么 是 ECG，它对于心脏健康 和功能诊断的重要意义 以及它与 PPG 的比较情况。 在本后续视频中， 我们将深入了解 ECG 信号链元件的要求 以及 ECG 终端 设备中实现的一些 较常见的功能。 典型的 ECG 系统 看起来是这样的。 在后面几张幻灯片中， 我们会逐一讲解 这里的每一个模块， 以便您了解 每个模块的用途 和工作原理。 此图展示了单导联 ECG 系统的三个电极， 分别是 我们所知道的构成 导联 1 的 LA 和 RA 电极， 当然还有 RLD 电极， 它通过专用的 RLD 放大器为患者 提供偏置电压。 每个电极后面通常 有一些保护电路， 需要用于隔离 患者与故障电流。 它还可以保护 ADC 子系统免受 过压事件损坏， 例如来自除颤器的 高压电击。 大多数应用还需要 某种形式的导联脱落 检测，以验证 电极是否仍然 连接到患者， 并监测连接质量。 导联脱落检测模块 后面是一个仪表放大器， 简称 INA。 INA 级需要向 电极输入施加 高输入阻抗， 并提供增益。 最后，信号连接 到模数转换器或 ADC 的输入端。 您可以看到，这实际上 是一个相当复杂的系统， 包含很多部分。 如果要实现 3 导联 ECG， 系统会变得更加复杂。 我们从前面的 视频中了解到， 只需两个 ADC 通道 即可实现 3 导联 ECG， 因为第三个导联 可以计算出来。 在此图中，每个导联 是通过两个独立的 同步采样 ADC 测量的。 12 导联 ECG 系统 甚至更加复杂。 除了前面例子中 讨论的功能模块， 还要求生成 威尔逊中心端子 或 WCT 电压。 请记住，测量胸部 导联 V1 至 V6 需要 此电压。 我们首先着重看 INA 级之前输入信号 路径中的元件。 此图展示了 ECG 设计的典型前端。 INA 前面的元件一般 由三个部分组成。 我们首先介绍 限流电阻器， 它有几个用途。 首先，所有 ECG 标准都要求在 INA 输入对 电源轨短路时 限制电极上的 电流。 电阻值取决于 医学标准和 电压电源允许的 泄漏电流量。 接下来是共模和差分 抗混叠滤波器。 抗混叠滤波器是 用来抑制高频噪声的 低通滤波器。 虽然这种噪声可能 存在于目标带宽之外， 但所有采样系统都 受带外信号成分混叠到 低频的影响。 这些滤波器需要 在模拟域中预先 抑制噪声。 初级抗混叠 滤波器的拉频 由各输入端的串联电阻 和差分电容 Cdiff 确定。 我们需要差分电容 远大于共模电容。 由于差分 RC 滤波器 不受元件失配的影响， 所以它不会 降低共模抑制。 我们仍然需要 共模电容来滤除 高频共模信号， 但不应将大量 滤波工作交给它。 否则，元件容差 将降低 CMR。 当我们讨论右腿 驱动放大器时， 再深入谈一谈 CMR。 最后，我们需要 一个二极管电路来 预防除颤电击。 除颤器可以将千伏 电压传输给患者， 使其恢复正常的心律。 我们需要确保 电路板上的器件 不会因电击而损坏。 如果设计得当， 二极管会将 输入电压钳位到 INA 的绝对最大 输入电压范围内， 电阻器将限制流经 二极管的电流。 有些应用可能不爱 使用电极的 R 模块。 这样可以减少连接 数量并节省成本。 在本例中， INA 输入将需要 使用串联电容 或 C 模块进行交流 耦合。 输入信号路径 仍然与直流耦合版本 非常相似。 例外之处是，电源轨之间 需要有一个电阻分压器， 以设置直流共模电压。 通常，此电压 设置为中位电压。 另外，也可以在 可用的中位电压 轨上使用 单个上拉电阻。 这些电阻器 和 C 模块组合成 一个高通滤波器， 它将阻断身体的 浮动偏置电压。 这些高通滤波器的 截止频率可以低至 0.05 赫兹，同时 保留 ECG 信号 成分。 现在我们来看 ECG 系统中 INA 级的 重要要求。 其中包括输入 偏置电流、输入阻抗、 输入电流和电压 噪声、功耗和 CMRR 或共模抑制比。 输入偏置电流 是 ECG 应用中最 重要的要求之一。 ECG 应用中严格规定 输入偏置电流 必须保持在一定 水平之下。 客户一般希望 输入偏置电流 保持在几纳安之下。 如果器件指定了 最大输入偏置电流， 那么它优先于典型值。 输入阻抗也 有类似的要求， 因为 ECG 信号非常小， 拥有非常小的驱动 强度。 噪声在 ECG 应用中也很重要， 原因是显而易见的， 信号电平相对较小， 而医生需要 能够解析信号内 非常小的特征。 甚至连电流噪声 也很重要，因为患者 与电极之间的 阻抗可能非常高。 即使很小的电流噪声也可以 转化为非常大的电压噪声， 从而屏蔽 ECG 信号。 功耗并不总是很重要， 因为医院设备 一般连接墙上电源。 然而，随着越来 越多的 ECG 测量系统 变得可移动， 消费类设备甚至 新的医院级 设备都设计为 电池供电。 这样更便于患者 和护理人员移动。 最后，CMRR 非常重要， 因为典型的 ECG 系统 暴露在大量的 共模干扰中， 例如 50 和 60 赫兹电力线噪声。 患者的身体 像是一根天线， 可以轻松接收 公用电力信号。 模拟前端必须 有非常好的 CMRR， 以确保噪声不会 通过信号链。 在本次演示中 我们不会谈及 不太重要的规范， 包括输入失调电压 和输入失调电压漂移、 增益误差、非线性以及 电源抑制比或 PSRR。 这些规范一般 来说不太重要， 因为皮肤电极 接触点的失调电压 通常远大于 INA 级 引入的误差。 此外，漂移通常 并不构成问题， 因为应用的温度范围 通常很窄。 最后，如果 电源设计得当， 配置了足够的 电源和去耦电容， 那么，PSRR 在 INA 级中一般 也不构成问题。 共模抑制是 ECG 数据 采集系统中的一个非常 重要的问题。 正如我之前提到的， 来自电力线频率的 共模干扰可以耦合 到患者和电缆上， 给 ECG 测量带来 一个常见的挑战。 此图展示了向 CMRR 非常好的 INA 的输入端 应用的共模信号。 另外，输入端还有 两个共模 RC 滤波器。 共模信号仍然 可以抵达输出端， 因为 RC 滤波器组合 没有良好的 CMRR。 这是因为它们 各自的容差导致 元件失配。 给定频率 f 下的共模抑制 将降级到 20 乘 ΔR 除以 R 加上 ΔC 除以 C 括起来以 10 为底的对数。 这一项再加上 20 乘 f 除以 f c 的以 10 为底的对数， 其中 f c 是设计滤波器截止 频率，ΔR 和 ΔC 是元件容差。 因为良好匹配的 分立式元件很难得， 所以我们必须 找到另一种方法 来解决这一问题。 右腿驱动电极可以 由实现负共模 反馈的放大器 驱动。 除了提供直流 偏置电压之外， RLD 还可以通过共模 消除信号驱动身体， 并有助于抑制 共模交流信号。 在此图中，我们 看到共模信号是 从全差分 INA 的 输出得到的，该 INA 将每个输出连接 到一个求和点。 求和点连接到 RLD 放大器的反相输入。 这就形成了共模信号的 巨大负反馈环路。 请注意，RLD 放大器的非反相 输入是偏置的，而且为 中位电压，因此输出消除 信号集中在驱动 到身体的直流偏置 电压周围。 我们来讨论 ECG 数据 采集系统的另一个常见 功能 -- 导联脱落检测。 使用 ECG 监护 患者的医生需要 在电极断开连接 或连接质量不再 良好时得到提醒。 这一般是通过 阻抗测量实现的。 这张幻灯片上展示了 所说的直流导联脱落检测， 检测期间使用 直流激励源来 确定各个电极的阻抗。 左侧使用了连接 到电源的上拉和 下拉电阻器。 比较器监测每个 输入相对于设定 电压阈值的电压。 当患者的阻抗 Z patient 变得过大时， INA 的正输入或 负输入端的电压 将分别上拉或下拉。 比较器设定为 达到预定的电压 阈值时触发，该阈值 对应于电极 脱离患者时的 某种阻抗水平。 系统监测比较器的输出 以查看哪个电极脱落， 然后向医生发出警告。 右侧使用电流源进行 导联脱落检测， 工作原理是相似的。 但它不使用上拉 或下拉电阻器， 而是使用激励电流源。 这里适用同样的原理 -- 当阻抗变得过大时， 比较器输入端的电压 将导致它们触发 并向医生指示， 一个电极已断开。 因为每个 INA 输入都连接到 单独的比较器， 因此可以随时监测 每一个电极的状态。 这些比较器的输出可以 连接到微处理器的 警报引脚上，以便立即 发出通知。 但是，串联直流 阻断电容器导致 交流耦合系统无法采用 直流导联脱落检测方法。 由于直流电流不能 通过交流耦合输入端， 因此激励信号 需要是交流信号。 在本例图中， 我们在输入端 注入已知大小和 频率的交流电流。 系统输出的频谱 中有一些频率分量， 对应于由激励电流和 患者电极阻抗生成的 电压。 在后处理过程中， 您可以用该频率 分量的电压除以 已知电流大小来计算 输入端之间的阻抗。 如果测量的阻抗过大， 系统可以指示用户 连接不再良好。 不同于直流导联 脱落检测方法， 无法使用交流导联 脱落检测来监测个体 电极的状态。 如果检测到 导联脱落事件， 医生必须检查该 特定通道上使用的 两个电极。 ECG 输入信号链 中的最后一级是 模数转换器，简称 ADC。 ECG 系统过去通常 使用更便宜的 低分辨率 ADC。 为了使系统的 输入参考噪声 足够低，需要配置 INA 级， 以获得很大的增益。 这样就不能容忍 来自电极的 巨大失调电压， 所以就需要对 输入进行交流耦合， 以便使用大的增益， 而无需对 ADC 削波。 较新的 ECG 系统利用 更高分辨率的 ADC。 它们可以承受对 INA 输入端的直流耦合， 使用较低的增益并利用 ADC 的宽动态范围 在巨大的直流失调电压 上测量小的 ECG 信号。 在下一视频中， 我们将会讨论 TI 的 Δ-Σ ADC 为 ECG 测量应用带来的优势。 好了，今天就介绍到这里。 敬请关注关于如何测量 ECG 的更多同系列视频。 on how to measure ECG.
大家好，欢迎观看
“如何测量 ECG”培训 系列的后续视频。
在前面的视频中， 我们学习了什么
是 ECG，它对于心脏健康 和功能诊断的重要意义
以及它与 PPG 的比较情况。
在本后续视频中， 我们将深入了解
ECG 信号链元件的要求
以及 ECG 终端 设备中实现的一些
较常见的功能。
典型的 ECG 系统 看起来是这样的。
在后面几张幻灯片中，
我们会逐一讲解 这里的每一个模块，
以便您了解 每个模块的用途
和工作原理。
此图展示了单导联 ECG 系统的三个电极，
分别是
我们所知道的构成 导联 1 的 LA 和 RA 电极，
当然还有 RLD 电极，
它通过专用的 RLD 放大器为患者
提供偏置电压。
每个电极后面通常
有一些保护电路，
需要用于隔离 患者与故障电流。
它还可以保护 ADC 子系统免受
过压事件损坏， 例如来自除颤器的
高压电击。
大多数应用还需要 某种形式的导联脱落
检测，以验证 电极是否仍然
连接到患者， 并监测连接质量。
导联脱落检测模块 后面是一个仪表放大器，
简称 INA。
INA 级需要向 电极输入施加
高输入阻抗， 并提供增益。
最后，信号连接 到模数转换器或
ADC 的输入端。
您可以看到，这实际上 是一个相当复杂的系统，
包含很多部分。
如果要实现 3 导联 ECG，
系统会变得更加复杂。
我们从前面的 视频中了解到，
只需两个 ADC 通道 即可实现 3 导联 ECG，
因为第三个导联 可以计算出来。
在此图中，每个导联
是通过两个独立的 同步采样 ADC 测量的。
12 导联 ECG 系统 甚至更加复杂。
除了前面例子中
讨论的功能模块，
还要求生成 威尔逊中心端子
或 WCT 电压。
请记住，测量胸部 导联 V1 至 V6 需要
此电压。
我们首先着重看 INA 级之前输入信号
路径中的元件。
此图展示了 ECG 设计的典型前端。
INA 前面的元件一般
由三个部分组成。
我们首先介绍 限流电阻器，
它有几个用途。
首先，所有 ECG 标准都要求在
INA 输入对 电源轨短路时
限制电极上的
电流。
电阻值取决于
医学标准和 电压电源允许的
泄漏电流量。
接下来是共模和差分
抗混叠滤波器。
抗混叠滤波器是 用来抑制高频噪声的
低通滤波器。
虽然这种噪声可能 存在于目标带宽之外，
但所有采样系统都
受带外信号成分混叠到
低频的影响。
这些滤波器需要 在模拟域中预先
抑制噪声。
初级抗混叠 滤波器的拉频
由各输入端的串联电阻
和差分电容 Cdiff 确定。
我们需要差分电容
远大于共模电容。
由于差分 RC 滤波器
不受元件失配的影响，
所以它不会 降低共模抑制。
我们仍然需要 共模电容来滤除
高频共模信号，
但不应将大量 滤波工作交给它。
否则，元件容差 将降低 CMR。
当我们讨论右腿 驱动放大器时，
再深入谈一谈 CMR。
最后，我们需要 一个二极管电路来
预防除颤电击。
除颤器可以将千伏 电压传输给患者，
使其恢复正常的心律。
我们需要确保 电路板上的器件
不会因电击而损坏。
如果设计得当，
二极管会将 输入电压钳位到
INA 的绝对最大 输入电压范围内，
电阻器将限制流经
二极管的电流。
有些应用可能不爱 使用电极的 R 模块。
这样可以减少连接 数量并节省成本。
在本例中， INA 输入将需要
使用串联电容 或 C 模块进行交流
耦合。
输入信号路径 仍然与直流耦合版本
非常相似。
例外之处是，电源轨之间 需要有一个电阻分压器，
以设置直流共模电压。
通常，此电压 设置为中位电压。
另外，也可以在 可用的中位电压
轨上使用 单个上拉电阻。
这些电阻器 和 C 模块组合成
一个高通滤波器， 它将阻断身体的
浮动偏置电压。
这些高通滤波器的 截止频率可以低至
0.05 赫兹，同时 保留 ECG 信号
成分。
现在我们来看 ECG 系统中 INA 级的
重要要求。
其中包括输入 偏置电流、输入阻抗、
输入电流和电压 噪声、功耗和 CMRR
或共模抑制比。
输入偏置电流 是 ECG 应用中最
重要的要求之一。
ECG 应用中严格规定
输入偏置电流 必须保持在一定
水平之下。
客户一般希望 输入偏置电流
保持在几纳安之下。
如果器件指定了 最大输入偏置电流，
那么它优先于典型值。
输入阻抗也 有类似的要求，
因为 ECG 信号非常小， 拥有非常小的驱动
强度。
噪声在 ECG 应用中也很重要，
原因是显而易见的， 信号电平相对较小，
而医生需要
能够解析信号内
非常小的特征。
甚至连电流噪声 也很重要，因为患者
与电极之间的 阻抗可能非常高。
即使很小的电流噪声也可以 转化为非常大的电压噪声，
从而屏蔽 ECG 信号。
功耗并不总是很重要，
因为医院设备 一般连接墙上电源。
然而，随着越来 越多的 ECG 测量系统
变得可移动， 消费类设备甚至
新的医院级 设备都设计为
电池供电。
这样更便于患者 和护理人员移动。
最后，CMRR 非常重要， 因为典型的 ECG 系统
暴露在大量的 共模干扰中，
例如 50 和 60 赫兹电力线噪声。
患者的身体 像是一根天线，
可以轻松接收 公用电力信号。
模拟前端必须 有非常好的 CMRR，
以确保噪声不会
通过信号链。
在本次演示中 我们不会谈及
不太重要的规范， 包括输入失调电压
和输入失调电压漂移、 增益误差、非线性以及
电源抑制比或 PSRR。
这些规范一般 来说不太重要，
因为皮肤电极 接触点的失调电压
通常远大于 INA 级
引入的误差。
此外，漂移通常 并不构成问题，
因为应用的温度范围
通常很窄。
最后，如果 电源设计得当，
配置了足够的 电源和去耦电容，
那么，PSRR
在 INA 级中一般 也不构成问题。
共模抑制是 ECG 数据 采集系统中的一个非常
重要的问题。
正如我之前提到的， 来自电力线频率的
共模干扰可以耦合
到患者和电缆上，
给 ECG 测量带来 一个常见的挑战。
此图展示了向 CMRR 非常好的
INA 的输入端 应用的共模信号。
另外，输入端还有 两个共模 RC 滤波器。
共模信号仍然 可以抵达输出端，
因为 RC 滤波器组合
没有良好的 CMRR。
这是因为它们 各自的容差导致
元件失配。
给定频率 f 下的共模抑制
将降级到 20 乘
ΔR 除以 R 加上 ΔC 除以 C 括起来以 10 为底的对数。
这一项再加上 20 乘
f 除以 f c 的以 10 为底的对数， 其中 f c 是设计滤波器截止
频率，ΔR 和 ΔC 是元件容差。
因为良好匹配的 分立式元件很难得，
所以我们必须 找到另一种方法
来解决这一问题。
右腿驱动电极可以
由实现负共模 反馈的放大器
驱动。
除了提供直流 偏置电压之外，
RLD 还可以通过共模 消除信号驱动身体，
并有助于抑制 共模交流信号。
在此图中，我们 看到共模信号是
从全差分 INA 的 输出得到的，该 INA
将每个输出连接 到一个求和点。
求和点连接到
RLD 放大器的反相输入。
这就形成了共模信号的
巨大负反馈环路。
请注意，RLD 放大器的非反相
输入是偏置的，而且为 中位电压，因此输出消除
信号集中在驱动 到身体的直流偏置
电压周围。
我们来讨论 ECG 数据 采集系统的另一个常见
功能 --
导联脱落检测。
使用 ECG 监护 患者的医生需要
在电极断开连接 或连接质量不再
良好时得到提醒。
这一般是通过 阻抗测量实现的。
这张幻灯片上展示了 所说的直流导联脱落检测，
检测期间使用 直流激励源来
确定各个电极的阻抗。
左侧使用了连接 到电源的上拉和
下拉电阻器。
比较器监测每个
输入相对于设定 电压阈值的电压。
当患者的阻抗
Z patient 变得过大时，
INA 的正输入或 负输入端的电压
将分别上拉或下拉。
比较器设定为 达到预定的电压
阈值时触发，该阈值
对应于电极 脱离患者时的
某种阻抗水平。
系统监测比较器的输出
以查看哪个电极脱落， 然后向医生发出警告。
右侧使用电流源进行
导联脱落检测， 工作原理是相似的。
但它不使用上拉 或下拉电阻器，
而是使用激励电流源。
这里适用同样的原理 --
当阻抗变得过大时，
比较器输入端的电压
将导致它们触发 并向医生指示，
一个电极已断开。
因为每个 INA 输入都连接到
单独的比较器，
因此可以随时监测 每一个电极的状态。
这些比较器的输出可以
连接到微处理器的 警报引脚上，以便立即
发出通知。
但是，串联直流 阻断电容器导致
交流耦合系统无法采用 直流导联脱落检测方法。
由于直流电流不能 通过交流耦合输入端，
因此激励信号 需要是交流信号。
在本例图中， 我们在输入端
注入已知大小和 频率的交流电流。
系统输出的频谱 中有一些频率分量，
对应于由激励电流和
患者电极阻抗生成的
电压。
在后处理过程中，
您可以用该频率 分量的电压除以
已知电流大小来计算
输入端之间的阻抗。
如果测量的阻抗过大，
系统可以指示用户
连接不再良好。
不同于直流导联 脱落检测方法，
无法使用交流导联 脱落检测来监测个体
电极的状态。
如果检测到 导联脱落事件，
医生必须检查该 特定通道上使用的
两个电极。
ECG 输入信号链 中的最后一级是
模数转换器，简称 ADC。
ECG 系统过去通常
使用更便宜的 低分辨率 ADC。
为了使系统的 输入参考噪声
足够低，需要配置 INA 级，
以获得很大的增益。
这样就不能容忍
来自电极的 巨大失调电压，
所以就需要对 输入进行交流耦合，
以便使用大的增益， 而无需对 ADC 削波。
较新的 ECG 系统利用 更高分辨率的 ADC。
它们可以承受对 INA 输入端的直流耦合，
使用较低的增益并利用
ADC 的宽动态范围
在巨大的直流失调电压 上测量小的 ECG 信号。
在下一视频中， 我们将会讨论
TI 的 Δ-Σ ADC 为 ECG 测量应用带来的优势。
好了，今天就介绍到这里。
敬请关注关于如何测量 ECG 的更多同系列视频。
on how to measure ECG.
大家好，欢迎观看 “如何测量 ECG”培训 系列的后续视频。 在前面的视频中， 我们学习了什么 是 ECG，它对于心脏健康 和功能诊断的重要意义 以及它与 PPG 的比较情况。 在本后续视频中， 我们将深入了解 ECG 信号链元件的要求 以及 ECG 终端 设备中实现的一些 较常见的功能。 典型的 ECG 系统 看起来是这样的。 在后面几张幻灯片中， 我们会逐一讲解 这里的每一个模块， 以便您了解 每个模块的用途 和工作原理。 此图展示了单导联 ECG 系统的三个电极， 分别是 我们所知道的构成 导联 1 的 LA 和 RA 电极， 当然还有 RLD 电极， 它通过专用的 RLD 放大器为患者 提供偏置电压。 每个电极后面通常 有一些保护电路， 需要用于隔离 患者与故障电流。 它还可以保护 ADC 子系统免受 过压事件损坏， 例如来自除颤器的 高压电击。 大多数应用还需要 某种形式的导联脱落 检测，以验证 电极是否仍然 连接到患者， 并监测连接质量。 导联脱落检测模块 后面是一个仪表放大器， 简称 INA。 INA 级需要向 电极输入施加 高输入阻抗， 并提供增益。 最后，信号连接 到模数转换器或 ADC 的输入端。 您可以看到，这实际上 是一个相当复杂的系统， 包含很多部分。 如果要实现 3 导联 ECG， 系统会变得更加复杂。 我们从前面的 视频中了解到， 只需两个 ADC 通道 即可实现 3 导联 ECG， 因为第三个导联 可以计算出来。 在此图中，每个导联 是通过两个独立的 同步采样 ADC 测量的。 12 导联 ECG 系统 甚至更加复杂。 除了前面例子中 讨论的功能模块， 还要求生成 威尔逊中心端子 或 WCT 电压。 请记住，测量胸部 导联 V1 至 V6 需要 此电压。 我们首先着重看 INA 级之前输入信号 路径中的元件。 此图展示了 ECG 设计的典型前端。 INA 前面的元件一般 由三个部分组成。 我们首先介绍 限流电阻器， 它有几个用途。 首先，所有 ECG 标准都要求在 INA 输入对 电源轨短路时 限制电极上的 电流。 电阻值取决于 医学标准和 电压电源允许的 泄漏电流量。 接下来是共模和差分 抗混叠滤波器。 抗混叠滤波器是 用来抑制高频噪声的 低通滤波器。 虽然这种噪声可能 存在于目标带宽之外， 但所有采样系统都 受带外信号成分混叠到 低频的影响。 这些滤波器需要 在模拟域中预先 抑制噪声。 初级抗混叠 滤波器的拉频 由各输入端的串联电阻 和差分电容 Cdiff 确定。 我们需要差分电容 远大于共模电容。 由于差分 RC 滤波器 不受元件失配的影响， 所以它不会 降低共模抑制。 我们仍然需要 共模电容来滤除 高频共模信号， 但不应将大量 滤波工作交给它。 否则，元件容差 将降低 CMR。 当我们讨论右腿 驱动放大器时， 再深入谈一谈 CMR。 最后，我们需要 一个二极管电路来 预防除颤电击。 除颤器可以将千伏 电压传输给患者， 使其恢复正常的心律。 我们需要确保 电路板上的器件 不会因电击而损坏。 如果设计得当， 二极管会将 输入电压钳位到 INA 的绝对最大 输入电压范围内， 电阻器将限制流经 二极管的电流。 有些应用可能不爱 使用电极的 R 模块。 这样可以减少连接 数量并节省成本。 在本例中， INA 输入将需要 使用串联电容 或 C 模块进行交流 耦合。 输入信号路径 仍然与直流耦合版本 非常相似。 例外之处是，电源轨之间 需要有一个电阻分压器， 以设置直流共模电压。 通常，此电压 设置为中位电压。 另外，也可以在 可用的中位电压 轨上使用 单个上拉电阻。 这些电阻器 和 C 模块组合成 一个高通滤波器， 它将阻断身体的 浮动偏置电压。 这些高通滤波器的 截止频率可以低至 0.05 赫兹，同时 保留 ECG 信号 成分。 现在我们来看 ECG 系统中 INA 级的 重要要求。 其中包括输入 偏置电流、输入阻抗、 输入电流和电压 噪声、功耗和 CMRR 或共模抑制比。 输入偏置电流 是 ECG 应用中最 重要的要求之一。 ECG 应用中严格规定 输入偏置电流 必须保持在一定 水平之下。 客户一般希望 输入偏置电流 保持在几纳安之下。 如果器件指定了 最大输入偏置电流， 那么它优先于典型值。 输入阻抗也 有类似的要求， 因为 ECG 信号非常小， 拥有非常小的驱动 强度。 噪声在 ECG 应用中也很重要， 原因是显而易见的， 信号电平相对较小， 而医生需要 能够解析信号内 非常小的特征。 甚至连电流噪声 也很重要，因为患者 与电极之间的 阻抗可能非常高。 即使很小的电流噪声也可以 转化为非常大的电压噪声， 从而屏蔽 ECG 信号。 功耗并不总是很重要， 因为医院设备 一般连接墙上电源。 然而，随着越来 越多的 ECG 测量系统 变得可移动， 消费类设备甚至 新的医院级 设备都设计为 电池供电。 这样更便于患者 和护理人员移动。 最后，CMRR 非常重要， 因为典型的 ECG 系统 暴露在大量的 共模干扰中， 例如 50 和 60 赫兹电力线噪声。 患者的身体 像是一根天线， 可以轻松接收 公用电力信号。 模拟前端必须 有非常好的 CMRR， 以确保噪声不会 通过信号链。 在本次演示中 我们不会谈及 不太重要的规范， 包括输入失调电压 和输入失调电压漂移、 增益误差、非线性以及 电源抑制比或 PSRR。 这些规范一般 来说不太重要， 因为皮肤电极 接触点的失调电压 通常远大于 INA 级 引入的误差。 此外，漂移通常 并不构成问题， 因为应用的温度范围 通常很窄。 最后，如果 电源设计得当， 配置了足够的 电源和去耦电容， 那么，PSRR 在 INA 级中一般 也不构成问题。 共模抑制是 ECG 数据 采集系统中的一个非常 重要的问题。 正如我之前提到的， 来自电力线频率的 共模干扰可以耦合 到患者和电缆上， 给 ECG 测量带来 一个常见的挑战。 此图展示了向 CMRR 非常好的 INA 的输入端 应用的共模信号。 另外，输入端还有 两个共模 RC 滤波器。 共模信号仍然 可以抵达输出端， 因为 RC 滤波器组合 没有良好的 CMRR。 这是因为它们 各自的容差导致 元件失配。 给定频率 f 下的共模抑制 将降级到 20 乘 ΔR 除以 R 加上 ΔC 除以 C 括起来以 10 为底的对数。 这一项再加上 20 乘 f 除以 f c 的以 10 为底的对数， 其中 f c 是设计滤波器截止 频率，ΔR 和 ΔC 是元件容差。 因为良好匹配的 分立式元件很难得， 所以我们必须 找到另一种方法 来解决这一问题。 右腿驱动电极可以 由实现负共模 反馈的放大器 驱动。 除了提供直流 偏置电压之外， RLD 还可以通过共模 消除信号驱动身体， 并有助于抑制 共模交流信号。 在此图中，我们 看到共模信号是 从全差分 INA 的 输出得到的，该 INA 将每个输出连接 到一个求和点。 求和点连接到 RLD 放大器的反相输入。 这就形成了共模信号的 巨大负反馈环路。 请注意，RLD 放大器的非反相 输入是偏置的，而且为 中位电压，因此输出消除 信号集中在驱动 到身体的直流偏置 电压周围。 我们来讨论 ECG 数据 采集系统的另一个常见 功能 -- 导联脱落检测。 使用 ECG 监护 患者的医生需要 在电极断开连接 或连接质量不再 良好时得到提醒。 这一般是通过 阻抗测量实现的。 这张幻灯片上展示了 所说的直流导联脱落检测， 检测期间使用 直流激励源来 确定各个电极的阻抗。 左侧使用了连接 到电源的上拉和 下拉电阻器。 比较器监测每个 输入相对于设定 电压阈值的电压。 当患者的阻抗 Z patient 变得过大时， INA 的正输入或 负输入端的电压 将分别上拉或下拉。 比较器设定为 达到预定的电压 阈值时触发，该阈值 对应于电极 脱离患者时的 某种阻抗水平。 系统监测比较器的输出 以查看哪个电极脱落， 然后向医生发出警告。 右侧使用电流源进行 导联脱落检测， 工作原理是相似的。 但它不使用上拉 或下拉电阻器， 而是使用激励电流源。 这里适用同样的原理 -- 当阻抗变得过大时， 比较器输入端的电压 将导致它们触发 并向医生指示， 一个电极已断开。 因为每个 INA 输入都连接到 单独的比较器， 因此可以随时监测 每一个电极的状态。 这些比较器的输出可以 连接到微处理器的 警报引脚上，以便立即 发出通知。 但是，串联直流 阻断电容器导致 交流耦合系统无法采用 直流导联脱落检测方法。 由于直流电流不能 通过交流耦合输入端， 因此激励信号 需要是交流信号。 在本例图中， 我们在输入端 注入已知大小和 频率的交流电流。 系统输出的频谱 中有一些频率分量， 对应于由激励电流和 患者电极阻抗生成的 电压。 在后处理过程中， 您可以用该频率 分量的电压除以 已知电流大小来计算 输入端之间的阻抗。 如果测量的阻抗过大， 系统可以指示用户 连接不再良好。 不同于直流导联 脱落检测方法， 无法使用交流导联 脱落检测来监测个体 电极的状态。 如果检测到 导联脱落事件， 医生必须检查该 特定通道上使用的 两个电极。 ECG 输入信号链 中的最后一级是 模数转换器，简称 ADC。 ECG 系统过去通常 使用更便宜的 低分辨率 ADC。 为了使系统的 输入参考噪声 足够低，需要配置 INA 级， 以获得很大的增益。 这样就不能容忍 来自电极的 巨大失调电压， 所以就需要对 输入进行交流耦合， 以便使用大的增益， 而无需对 ADC 削波。 较新的 ECG 系统利用 更高分辨率的 ADC。 它们可以承受对 INA 输入端的直流耦合， 使用较低的增益并利用 ADC 的宽动态范围 在巨大的直流失调电压 上测量小的 ECG 信号。 在下一视频中， 我们将会讨论 TI 的 Δ-Σ ADC 为 ECG 测量应用带来的优势。 好了，今天就介绍到这里。 敬请关注关于如何测量 ECG 的更多同系列视频。 on how to measure ECG.
大家好，欢迎观看
“如何测量 ECG”培训 系列的后续视频。
在前面的视频中， 我们学习了什么
是 ECG，它对于心脏健康 和功能诊断的重要意义
以及它与 PPG 的比较情况。
在本后续视频中， 我们将深入了解
ECG 信号链元件的要求
以及 ECG 终端 设备中实现的一些
较常见的功能。
典型的 ECG 系统 看起来是这样的。
在后面几张幻灯片中，
我们会逐一讲解 这里的每一个模块，
以便您了解 每个模块的用途
和工作原理。
此图展示了单导联 ECG 系统的三个电极，
分别是
我们所知道的构成 导联 1 的 LA 和 RA 电极，
当然还有 RLD 电极，
它通过专用的 RLD 放大器为患者
提供偏置电压。
每个电极后面通常
有一些保护电路，
需要用于隔离 患者与故障电流。
它还可以保护 ADC 子系统免受
过压事件损坏， 例如来自除颤器的
高压电击。
大多数应用还需要 某种形式的导联脱落
检测，以验证 电极是否仍然
连接到患者， 并监测连接质量。
导联脱落检测模块 后面是一个仪表放大器，
简称 INA。
INA 级需要向 电极输入施加
高输入阻抗， 并提供增益。
最后，信号连接 到模数转换器或
ADC 的输入端。
您可以看到，这实际上 是一个相当复杂的系统，
包含很多部分。
如果要实现 3 导联 ECG，
系统会变得更加复杂。
我们从前面的 视频中了解到，
只需两个 ADC 通道 即可实现 3 导联 ECG，
因为第三个导联 可以计算出来。
在此图中，每个导联
是通过两个独立的 同步采样 ADC 测量的。
12 导联 ECG 系统 甚至更加复杂。
除了前面例子中
讨论的功能模块，
还要求生成 威尔逊中心端子
或 WCT 电压。
请记住，测量胸部 导联 V1 至 V6 需要
此电压。
我们首先着重看 INA 级之前输入信号
路径中的元件。
此图展示了 ECG 设计的典型前端。
INA 前面的元件一般
由三个部分组成。
我们首先介绍 限流电阻器，
它有几个用途。
首先，所有 ECG 标准都要求在
INA 输入对 电源轨短路时
限制电极上的
电流。
电阻值取决于
医学标准和 电压电源允许的
泄漏电流量。
接下来是共模和差分
抗混叠滤波器。
抗混叠滤波器是 用来抑制高频噪声的
低通滤波器。
虽然这种噪声可能 存在于目标带宽之外，
但所有采样系统都
受带外信号成分混叠到
低频的影响。
这些滤波器需要 在模拟域中预先
抑制噪声。
初级抗混叠 滤波器的拉频
由各输入端的串联电阻
和差分电容 Cdiff 确定。
我们需要差分电容
远大于共模电容。
由于差分 RC 滤波器
不受元件失配的影响，
所以它不会 降低共模抑制。
我们仍然需要 共模电容来滤除
高频共模信号，
但不应将大量 滤波工作交给它。
否则，元件容差 将降低 CMR。
当我们讨论右腿 驱动放大器时，
再深入谈一谈 CMR。
最后，我们需要 一个二极管电路来
预防除颤电击。
除颤器可以将千伏 电压传输给患者，
使其恢复正常的心律。
我们需要确保 电路板上的器件
不会因电击而损坏。
如果设计得当，
二极管会将 输入电压钳位到
INA 的绝对最大 输入电压范围内，
电阻器将限制流经
二极管的电流。
有些应用可能不爱 使用电极的 R 模块。
这样可以减少连接 数量并节省成本。
在本例中， INA 输入将需要
使用串联电容 或 C 模块进行交流
耦合。
输入信号路径 仍然与直流耦合版本
非常相似。
例外之处是，电源轨之间 需要有一个电阻分压器，
以设置直流共模电压。
通常，此电压 设置为中位电压。
另外，也可以在 可用的中位电压
轨上使用 单个上拉电阻。
这些电阻器 和 C 模块组合成
一个高通滤波器， 它将阻断身体的
浮动偏置电压。
这些高通滤波器的 截止频率可以低至
0.05 赫兹，同时 保留 ECG 信号
成分。
现在我们来看 ECG 系统中 INA 级的
重要要求。
其中包括输入 偏置电流、输入阻抗、
输入电流和电压 噪声、功耗和 CMRR
或共模抑制比。
输入偏置电流 是 ECG 应用中最
重要的要求之一。
ECG 应用中严格规定
输入偏置电流 必须保持在一定
水平之下。
客户一般希望 输入偏置电流
保持在几纳安之下。
如果器件指定了 最大输入偏置电流，
那么它优先于典型值。
输入阻抗也 有类似的要求，
因为 ECG 信号非常小， 拥有非常小的驱动
强度。
噪声在 ECG 应用中也很重要，
原因是显而易见的， 信号电平相对较小，
而医生需要
能够解析信号内
非常小的特征。
甚至连电流噪声 也很重要，因为患者
与电极之间的 阻抗可能非常高。
即使很小的电流噪声也可以 转化为非常大的电压噪声，
从而屏蔽 ECG 信号。
功耗并不总是很重要，
因为医院设备 一般连接墙上电源。
然而，随着越来 越多的 ECG 测量系统
变得可移动， 消费类设备甚至
新的医院级 设备都设计为
电池供电。
这样更便于患者 和护理人员移动。
最后，CMRR 非常重要， 因为典型的 ECG 系统
暴露在大量的 共模干扰中，
例如 50 和 60 赫兹电力线噪声。
患者的身体 像是一根天线，
可以轻松接收 公用电力信号。
模拟前端必须 有非常好的 CMRR，
以确保噪声不会
通过信号链。
在本次演示中 我们不会谈及
不太重要的规范， 包括输入失调电压
和输入失调电压漂移、 增益误差、非线性以及
电源抑制比或 PSRR。
这些规范一般 来说不太重要，
因为皮肤电极 接触点的失调电压
通常远大于 INA 级
引入的误差。
此外，漂移通常 并不构成问题，
因为应用的温度范围
通常很窄。
最后，如果 电源设计得当，
配置了足够的 电源和去耦电容，
那么，PSRR
在 INA 级中一般 也不构成问题。
共模抑制是 ECG 数据 采集系统中的一个非常
重要的问题。
正如我之前提到的， 来自电力线频率的
共模干扰可以耦合
到患者和电缆上，
给 ECG 测量带来 一个常见的挑战。
此图展示了向 CMRR 非常好的
INA 的输入端 应用的共模信号。
另外，输入端还有 两个共模 RC 滤波器。
共模信号仍然 可以抵达输出端，
因为 RC 滤波器组合
没有良好的 CMRR。
这是因为它们 各自的容差导致
元件失配。
给定频率 f 下的共模抑制
将降级到 20 乘
ΔR 除以 R 加上 ΔC 除以 C 括起来以 10 为底的对数。
这一项再加上 20 乘
f 除以 f c 的以 10 为底的对数， 其中 f c 是设计滤波器截止
频率，ΔR 和 ΔC 是元件容差。
因为良好匹配的 分立式元件很难得，
所以我们必须 找到另一种方法
来解决这一问题。
右腿驱动电极可以
由实现负共模 反馈的放大器
驱动。
除了提供直流 偏置电压之外，
RLD 还可以通过共模 消除信号驱动身体，
并有助于抑制 共模交流信号。
在此图中，我们 看到共模信号是
从全差分 INA 的 输出得到的，该 INA
将每个输出连接 到一个求和点。
求和点连接到
RLD 放大器的反相输入。
这就形成了共模信号的
巨大负反馈环路。
请注意，RLD 放大器的非反相
输入是偏置的，而且为 中位电压，因此输出消除
信号集中在驱动 到身体的直流偏置
电压周围。
我们来讨论 ECG 数据 采集系统的另一个常见
功能 --
导联脱落检测。
使用 ECG 监护 患者的医生需要
在电极断开连接 或连接质量不再
良好时得到提醒。
这一般是通过 阻抗测量实现的。
这张幻灯片上展示了 所说的直流导联脱落检测，
检测期间使用 直流激励源来
确定各个电极的阻抗。
左侧使用了连接 到电源的上拉和
下拉电阻器。
比较器监测每个
输入相对于设定 电压阈值的电压。
当患者的阻抗
Z patient 变得过大时，
INA 的正输入或 负输入端的电压
将分别上拉或下拉。
比较器设定为 达到预定的电压
阈值时触发，该阈值
对应于电极 脱离患者时的
某种阻抗水平。
系统监测比较器的输出
以查看哪个电极脱落， 然后向医生发出警告。
右侧使用电流源进行
导联脱落检测， 工作原理是相似的。
但它不使用上拉 或下拉电阻器，
而是使用激励电流源。
这里适用同样的原理 --
当阻抗变得过大时，
比较器输入端的电压
将导致它们触发 并向医生指示，
一个电极已断开。
因为每个 INA 输入都连接到
单独的比较器，
因此可以随时监测 每一个电极的状态。
这些比较器的输出可以
连接到微处理器的 警报引脚上，以便立即
发出通知。
但是，串联直流 阻断电容器导致
交流耦合系统无法采用 直流导联脱落检测方法。
由于直流电流不能 通过交流耦合输入端，
因此激励信号 需要是交流信号。
在本例图中， 我们在输入端
注入已知大小和 频率的交流电流。
系统输出的频谱 中有一些频率分量，
对应于由激励电流和
患者电极阻抗生成的
电压。
在后处理过程中，
您可以用该频率 分量的电压除以
已知电流大小来计算
输入端之间的阻抗。
如果测量的阻抗过大，
系统可以指示用户
连接不再良好。
不同于直流导联 脱落检测方法，
无法使用交流导联 脱落检测来监测个体
电极的状态。
如果检测到 导联脱落事件，
医生必须检查该 特定通道上使用的
两个电极。
ECG 输入信号链 中的最后一级是
模数转换器，简称 ADC。
ECG 系统过去通常
使用更便宜的 低分辨率 ADC。
为了使系统的 输入参考噪声
足够低，需要配置 INA 级，
以获得很大的增益。
这样就不能容忍
来自电极的 巨大失调电压，
所以就需要对 输入进行交流耦合，
以便使用大的增益， 而无需对 ADC 削波。
较新的 ECG 系统利用 更高分辨率的 ADC。
它们可以承受对 INA 输入端的直流耦合，
使用较低的增益并利用
ADC 的宽动态范围
在巨大的直流失调电压 上测量小的 ECG 信号。
在下一视频中， 我们将会讨论
TI 的 Δ-Σ ADC 为 ECG 测量应用带来的优势。
好了，今天就介绍到这里。
敬请关注关于如何测量 ECG 的更多同系列视频。
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视频简介
如何测量心电图 - 信号链和特征
所属课程：如何测量心电图：信号、系统模块和解决方案指南
发布时间：2022.09.02
视频集数：6
本节视频时长：00:12:36
心电图测量在传统医院环境以及可穿戴和移动系统中都是一个不断增长的应用空间。本培训系列解释了心电图的临床基础、信号背后的生理学以及如何使用理想的电子元件对身体进行建模。然后，我们深入了解测量 ECG 所需的电路，并了解我们的 ADS129x 系列 delta-sigma ADC 如何集成许多信号链要求以简化客户设计。
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