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1 Fundamentals of Precision ADC Noise Analysis 精密模數轉換器噪聲分析基礎
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在電子電路中，噪聲有多種形式，包括:
1 Broadband (thermal, Johnson) noise 寬帶(熱、約翰遜)噪聲，這是由電導體內部電荷的物理運動引發的溫度相關噪聲。
2 1/f (pink, flicker) noise 1/f(粉紅、閃爍)噪聲，這是一種功率密度與頻率成反比的低頻噪聲
3 Popcorn (burst) noise爆米花(爆裂)噪聲，本質上是低頻噪聲，由設備缺陷引發，具備隨機性，在數學上不可預測。
這些形式的噪聲可能經過多種來源進入信號鏈，包括:
1 模數轉換器，它產生熱噪聲和量化噪聲的組合。
2 內部或外部放大器，能夠增長寬帶和1/f噪聲，而後由模數轉換器採樣，從而影響輸出代碼結果。
3 內部或外部基準電壓源，也會產生寬帶和1/f噪聲，出如今模數轉換器的輸出代碼中。
4 非理想電源，可能會給您試圖經過幾種耦合方式測量的信號增長噪聲。
5 內部或外部時鐘會產生抖動，進而致使採樣不均勻。這彷佛是正弦輸入信號的一個額外噪聲源，一般對高速ADC更爲關鍵。
6 印刷電路板佈局不佳，可能會未來自系統其餘部分或環境的噪聲耦合到敏感的模擬電路中。
7 傳感器，多是高分辨率系統中噪音最大的組件之一。
electron
ADC的固有噪聲能夠將ADC總噪聲分爲兩個主要來源:量化噪聲和熱噪聲quantization noise and thermal noise。這兩個噪聲源是不相關的，所以可使用平方根法來肯定模數轉換器的總噪聲：
量化噪聲是模數(或數模)轉換過程的副產品，與量化噪聲不一樣，熱噪聲是全部電氣元件中固有的現象，是電導體內部電荷物理運動的結果。所以，即便不施加輸入信號，也能夠測量熱噪聲。
佈局
熱噪聲一般具備高斯分佈。
低分辨率模數轉換器是總噪聲更依賴於量化的任何器件。
性能
高分辨率模數轉換器是總噪聲更依賴於熱噪聲的任何器件。
低分辨率和高分辨率之間的轉換一般發生在16位級別，任何小於16位的都被視爲低分辨率，任何大於16位的都被視爲高分辨率。雖然不老是正確的，但我將在本電子書的其他部分保持這一通常慣例。
測試
爲何要在16位級別進行區分？讓咱們看看兩個ADC數據手冊來了解一下。在16位ADS114S08的噪聲表中，不管數據速率如何，全部輸入的噪聲電壓都是相同的。與24位ADS124S08的摺合到輸入端的噪聲值相比，這些噪聲值都是不一樣的，隨着數據速率的下降而下降/提升。
雖然這自己不會得出任何明確的結論，但假設參考電壓爲2.5，讓咱們使用等式3和4來計算每一個模數轉換器的最小二乘大小：
可見，不一樣分辨率的ADC器件裏面的噪聲成分是不同的：
你怎麼能利用這個結果對你有利呢？對於量化噪聲占主導地位的低分辨率ADC，可使用較小的參考電壓來減少LSB大小，從而下降量化噪聲幅度。這具備下降模數轉換器總噪聲的效果，如圖7a所示。對於熱噪聲占主導地位的高分辨率ADC，使用更大的基準電壓來增長ADC的輸入範圍(動態範圍)，同時確保量化噪聲水平保持在熱噪聲如下。假設其餘系統沒有變化，這種增長的參考電壓能夠實現更好的信噪比，如圖7b所示。
測量噪聲方法：
短接測熱噪聲，接正弦波測量化噪聲。
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2 心電圖定義和用途
https://zh.wikipedia.org/wiki/%E5%BF%83%E7%94%B5%E5%9B%BE
心電圖是一種經胸腔的以時間爲單位記錄心臟的電生理活動，並經過皮膚上的電極捕捉並記錄下來的診療技術。
心電圖的工做原理：在每次心跳心肌細胞去極化的時候會在皮膚表面引發很小的電學改變，這個小變化被心電圖記錄裝置捕捉並放大便可描繪心電圖。
一般在肢體上能夠放置2個以上的電極，他們兩兩組成一對進行測量（如左臂電極（LA），右臂電極（RA），左腿電極（LL）能夠這樣組合：LA+RA，LA+LL，RA+LL）。每一個電極對的輸出信號稱爲一組導聯。導聯簡單的說就是從不一樣的角度去看心臟電流的變化。心電圖的種類能夠以導聯來區分，如3導聯心電圖，5導聯心電圖與12導聯心電圖，等等。12導聯心電圖是臨牀最多見的一種，能夠同時記錄體表12組導聯的電位變化，並在心電圖紙上描繪出12組導聯信號，經常使用於一次性的心電圖診斷。 3導聯及5導聯心電圖多用於須要經過監視器連續檢測心電活動的狀況，如手術過程當中或在救護車轉運病人時的監護中。根據儀器的不一樣，這種連續監測的結果有時可能不會被完整地記錄下來。
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3 測量原理
某個導聯下，人體是一個阻抗。下途中PGA是可編程放大器。
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4 ADS1292R 芯片數據
芯片內部結構，PGA是可編程放大器，一共2個PGA，每一個PGA前面有個EMI 濾波器。ADS1292R也能夠不用於測心電（用導聯線+電極片），而用於測呼吸（也是用導聯線+電極片，但硬件電路和芯片寄存器設置不同的）。ADS1292R含有2路差分輸入：IN1P IN1N是一組，IN2P IN2N是一組。IN3P IN3N不是直接鏈接到ADC的，在不使用呼吸調製器輸出的應用中，RESP_MODN/IN3N和RESP_MODN/IN3P信號能夠用做第三個多路複用差分輸入通道，這些輸入能夠複用到任意一個模數轉換器通道。若是ADS1292R的通道1用於呼吸測量，則建議使用47 nF外部電容。代價是電容值越大，總諧波失真性能越差。
時鐘
ADS129一、ADS1292和ADS1292R提供兩種不一樣的器件時鐘方法:內部和外部。內部時鐘很是適合低功耗、電池供電系統。內部振盪器通過調整，可在室溫下保持精度。在規定的溫度範圍內，精度有所不一樣；參見電氣特性。時鐘選擇由CLKSEL引腳和CLK_EN寄存器位控制。CLKSEL引腳選擇內部或外部時鐘。CONFIG2寄存器中的CLK_EN位使能和禁用CLK引腳中輸出的振盪器時鐘。
設計
雖然稱爲導聯脫落檢測，但這其實是一種電極脫落檢測。基本原理是注入激勵信號，測量響應，找出電極是否關斷。
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下圖是測呼吸時候的。
SPI讀取時序：START引腳必須從低電平轉換到高電平。該器件DIN在SCLK降低沿鎖存數據。DOUT上的數據在SCLK上升沿移出。
DRDY是一個輸出。當轉換爲低電平時，新的轉換數據準備就緒。CS信號對數據就緒信號沒有影響。
ADS1292R的一個典型應用是結合呼吸阻抗測量採集心電信號。啓用呼吸模式的ADS1292R通道1不能用於採集心電信號。若是右臂(RA)和左臂(LA)導線旨在測量呼吸和心電圖信號，這兩根導線能夠鏈接到用於呼吸的通道1和用於心電圖信號的通道2，如圖68所示。
5 ADS1292R 呼吸阻抗測量
阻抗呼吸描記術是一種經常使用的監測人的呼吸速率的技術。它經過使用兩個電極(圖1a)或四個電極(圖1b)來實現。這項技術的目的是測量呼吸引發的人體胸腔電阻抗的變化。
在這兩種方法中，高頻交流電流經過驅動電極注入組織(參見參考文獻。1)。交流電流會在驅動電極之間的任意兩點產生電位差。該電位差與電壓感測或接收電極之間的組織電阻率有關。等效電阻定義爲兩個接收電極之間的電壓差與流經組織的電流之比。雙端測量配置(如圖1a所示)會引入一些偏差，由於在兩個電極之間檢測到的電勢差包括由流經電極-組織界面處的極化阻抗的電流產生的非線性電壓。圖1b所示的四電極配置產生了更精確的測量，由於電流注入和電壓測量的位置在物理上是分開的，但須要兩個額外的電極。因此最經常使用的是圖1a所示的雙電極測量；正常的心電圖電極也能夠用於呼吸。
Prutchi, D. and M. Norris. (2004). Design and development of medical electronic instrumentation: A
practical perspective of the design, construction, and test of medical devices. Hoboken, NJ: Wiley
Interscience.（參考文獻。1）
ADS1298R-EVM演示了基於阻抗肺造影術原理的呼吸速率測量，使用ADS1298R。ADS1298R使用方波進行調製。使用的調製頻率爲32千赫，片內基準用做調製信號。解調是用前面解釋的阻塞方案完成的。有關使用EVM的更多詳細信息，請參考ADS1298R-EVM用戶指南。圖11顯示了電路呼吸部分的簡圖。
在圖11中，患者模擬器能夠鏈接在導線ELEC和ELEC之間，以提供基線阻抗和變化份量。電阻R96和R97限制流入人體的交流電流量。電容器C108和C109阻止任何直流電流從傳輸側流入人體。電容器C99和C100在接收器側起到相同的做用。電容器C113和C114做爲輔助手段，防止單個故障(例如，載波發生器短路的電容器C109)致使過大的直流電流經過患者。呼吸信號被髮送到具備呼吸能力的通道1。
6 ADS1292R 電路圖設計
用MSP430F5529
7 效果測試
DC 3.5mm 扣式一體三導聯線
除了L和R的另一根是偏置線。
實際中，我將三導聯線綠色RA接到了我大腿，紅色RL接到了右胸乳房上方，黃色LA接到了左胸乳房上方，能夠看到有必定的波形。
另外一路波形等同於沒有。
我尋思這東西的噪聲也太大了，生物電太難採集了。
下面這東西是pulsesensor，光學轉化成電信號。
pulsesensor的波形就好多了。
https://blog.csdn.net/x1131230123/article/details/108722830
8 總結
ADS12992R是高精度ADC，能直接採集生物電信號，噪聲很大，還得濾波才能達到實際使用的地步，電路須要諸多改進，但我不會。 估計就是顯示波形、計算心率這種事情吧。