心電圖的干擾信號包含來自電源的50/60Hz干擾、病人活動導致的運動偽影、電外科設備、除顫脈沖、起搏器脈沖及其它監控設備等引起的射頻干擾。如何應對信號采集過程中的挑戰呢？本文將告訴你解決技巧。

一、信號采集挑戰

大的直流偏移和多種干擾信號的出現會導致ECG信號的測量面臨挑戰。典型電極的電壓最高可達300mV。干擾信號包含來自電源的50/60Hz干擾、病人活動導致的運動偽影、電外科設備、除顫脈沖、起搏器脈沖及其它監控設備等引起的射頻干擾。

ECG內所需的準確度會隨終端設備的變化而有所不同：

標準監控設備需要0.05～30Hz之間的頻率。

診斷設備需要0.05～1000Hz之間的頻率。

可以借助能消除兩輸入端AC線路常見噪聲的高輸入阻抗儀表放大器（INA）抵消一些50Hz/60Hz共模干擾。為了進一步消除線電源噪聲，信號憑借放大器通過右腿被反向并向病人驅回。只需少許微電流甚至更少即可實現顯著的CMR改進并保持在UL544限制之內。此外還會使用50/60Hz數字陷波濾波器進一步降低干擾。

二、模擬前端選項

優化功耗和模擬前端的PCB面積對于便攜式ECG而言非常關鍵。技術改進后，當前提供了多種前端選項：

1.使用低分辨率ADC（需要所有濾波器）

2.使用高分辨率ADC（需要較少濾波器）

3.使用Σ-Δ ADC（無需濾波器、除INA之外的放大器、直流偏移）

4.使用順序和同步采樣方法。

使用低分辨率（16位）ADC時，信號需要被顯著增益（增幅通常為100～200倍）以達到必要的分辨率。使用高分辨率（24位）Σ-Δ ADC時，信號需要4～5倍的適度增益。因此可以除去消除直流偏移所需的第二增益級和電路。這將實現面積與成本上的整體縮減。Σ-Δ方法還將保留信號的整個頻率內容，并為數據后期處理提供充分的靈活性。

借助順序方法，創建ECG引線的單個通道可被復用到一個ADC。這樣一來，相鄰通道間必然會存在偏移。借助同步采樣方法即可將專用ADC用于每個通道，因此通道之間不存在前面提及的偏移。

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