Laboratorium zaawansowanej elektroniki i automatyki 3

 Laboratorium zaawansowanej elektroniki i automatyki 3
 Sygnałami biologicznymi są sygnały elektrokardiograficzne serca ECG lub EKG o amplitudzie 1-3mV i pasmie 0.05-100Hz , sygnały elektroencefalograficzne mózgu EEG  o amplitudzie ca 50uV i pasmie 0.5-40Hz oraz  sygnały elektromiograficzne o amplitudzie 1-10mV i pasmie 20-2000Hz.
Typowy sygnał EKG ma amplitudę circa 1 mV. Dla osób krytycznie chorych amplituda jest w przedziale 0.1-3 mV.
Dowolność w dziedzinie EKG ograniczają normy AHA - American Heart Association i IEC - International Electrotechnical Commission,  ale nawet znakowanie kolorowe końcówek do elektrod jest według AHA i IEC różne !

Geneza słowa "elektrokardiograf" pochodzi o greckich słów cardio czyli serce i graph czyli pisać. Pierwszy elektrokardiogram sporządził w 1901 roku Willem Einthoven używając bardzo czułego galwanometru strunowego.
Długa jest historia rozwoju diagnostyki serca na podstawie badania EKG i historia rozwoju techniki EKG. Pierwsze cyfrowe urządzenia EKG pojawiły się w USA w 1978 roku.
Srebrne elektrody - przyssawki urządzenia EKG pokryte są trwale warstwa chlorku a do badania pacjenta pokrywa się je żelem z chlorkiem potasu co zapewnia zmniejszenie rezystancji kontaktu elektrody z ciałem pacjenta.
Współcześnie w standardowym badaniu klinicznym 12 odprowadzeniowym używa  się 10 elektrod z których 9 dostarcza sygnał a na dziesiątą RL podaje się sygnał „uziemienia” minimalizujący zakłócające napięcie wspólne.

Nomenklatura skrótów: pierwsza litera to Left - Right a druga Arm - Leg.
RA    Elektroda Right Arm, prawa ręka
LA    Elektroda Left Arm, lewa ręka
RL    Elektroda Right Leg, prawa noga , "Uziemienie "
LL    Elektroda Left Leg, lewa noga
"V1"- "V6" Elektrody przedsercowe elektrody Wilsona

Standardowe 12 odprowadzeń EKG ( nie mylić z elektrodami ) nazywanych jest :
- Dwubiegunowe kończynowe Einthovena :
I = LA - RA, II = LL - RA , III = LL - LA. Jeden sygnał jest nadmiarowy. Na przykład III=II - I
- Jednobiegunowe kończynowe wzmocnione Goldbergera : Vw= 1/3 ( RA + LA + LL )
aVR = RA - 1/2 ( LA + LL ) = 3/2 ( RA - Vw ) = - 1/2 ( I + II ),
aVL = LA - 1/2 ( RA + LL )  = 3/2 ( LA - Vw ) = I - 1/2 II,
aVF = LL - 1/2 ( RA + LA ) = 3/2 ( LL - Vw ) = II - 1/2 I
aVR + aVL + aVF = 0
- 6 jednobiegunowych odprowadzeń przedsercowych Wilsona V1, V2, V3, V4, V5, V6 gdzie Vi = "Vi" - Vw

Zauważmy że Vi = "Vi" - Vw =   ( "Vi" - RA ) + 2/3 aVR. Zależność ta bywa wykorzystywana w ten sposób ze w systemie analogowym mierzy się ( "Vi" - RA ) a programowo dodaje się 2/3 aVR.
W ten sposób we wszystkich wzmacniaczach różnicowych mierzy się różnicę w stosunku do sygnału z elektrody RA. Mankament – konieczność programowej interpolacji sygnałów na ten sam moment aby wyeliminować przesuniecie fazy sumowanych sygnałów.

Napięcie średnie z trzech elektrod kończynowych  nazywane jest virtualną "elektroda" centralną Wilsona ( Wilson's central terminal  ) Vw = 1/3 ( RA + LA + LL )
Do prawej nogi RL doprowadzany jest wypracowany potencjał minimalizujący napięcie Wilsona lub przy korzystaniu z RA do wypracowania wszystkich napięć różnicowych, minimalizujący sygnał z RA.

 W cyfrowym 12 odprowadzeniowym urządzeniu EKG wypracowuje się tylko 8 sygnałów analogowych czyli I,II oraz V1...V6.. Sprawę tą objaśniono dalej.
Z uwagi na nadmiarowość i ortogonalność sygnałów identyczne do systemu 12 wyprowadzeniowego sygnały można uzyskać z 5 elektrodowego sygnału systemu EASI, w którym podano współczynniki kombinacji 5 sygnałów EASI celem uzyskania sygnałów identycznych do systemu 12 odprowadzeniowego.  
Na wykresie EKG  powinien być według norm pokazany impuls testowy odniesienia o amplitudzie 1 mV: „Each 1 mm (small box on the standard ECG paper) represents 40 milliseconds of time on the x-axis (25mm/sec), and 0.1 millivolts on the y-axis.”  Przeważnie amplituda Vpp  sygnałów EKG pacjenta jest około 1 mV. Sygnał EKG  jest wiec niewielki i w tym jest cały problem. Istotne jest także bezpieczeństwo badanego pacjenta przed porażeniem prądem elektrycznym.
Z prostym przenośnym EKG używa się tylko czterech elektrod pacjenta  i rejestruje jeden sygnał.

Linie energetyczne są w cywilizowanym świecie wszechobecne. Dostępne są wykresy pokazujące natężenie pola elektrycznego oraz magnetycznego o częstotliwości 50/60 Hz w funkcji odległości dla linii przesyłowych 110, 220 i 400 KV.
W praktyce, poza sytuacjami gdy w pobliżu przechodzi  linia przesyłowa lub blisko dystrybucyjna, zakłócające pole elektryczne o częstotliwości 50Hz pochodzi od przewodów budynkowej sieci 220-380V oraz od "uziemionych"  poprzez sieć energetyczną urządzeń w metalowych obudowach.   
Sprawa uziemienia wymaga kilku słów objaśnienia.
W każdej naziemnej sieci trójfazowej niskiego napięcia mamy trzy fazy RST-UVW oraz przewód neutralny N ( może tez być zarazem uziemiającym ) jeśli przewidziane są odbiorniki jednofazowe na napięcie fazowe a nie międzyprzewodowe.  Silniki trójfazowe zasilane są tylko  trzema fazami bez przewodu neutralnego. Przebicie izolacji uzwojeń silnika spowoduje pojawienie się na metalowej obudowie silnika i całym napędzanym urządzeniu napięcia które jest niebezpieczne dla obsługi. Jeśli "uziemimy" obudowę silnika to  przebicie izolacji spowoduje zwarcie i zadziałanie bezpiecznika. Co to znaczy „uziemiony” ?
Niech transformator energetyczny 15kV - 0.4KV ma wtórne uzwojenie połączone w gwiazdę o uziemionym punkcie neutralnym N. Niech sieć niskiego napięcia będzie czteroprzewodowa. Przewód neutralny służy zarazem do uziemienia. To rozwiązanie ma rożne wady:
- Fazowe niezbilansowane  obciążenia jednofazowe powodują przepływy prądu przez przewód neutralny  i na przewodzie neutralnym - zerowym jest pewne napięcie w stosunku do Ziemi  
- Prady harmoniczne jednofazowych odbiorników nieliniowych ( w szczególności z prostownikami ) płynąc przewodem neutralnym dają na nim spadek napięcia i są na nim napięcie harmoniczne w stosunku do ziemi
- Przerwa w przewodzie neutralnym - uziemiającym jest ekstremalnie niebezpieczna ponieważ na uziemionych urządzeniach pojawia się napięcie. Toteż przewód neutralny - uziemiający jest dopuszczany tylko o odpowiednio dużym przekroju i z gwarancja odpowiedniej jakości połączeń.

Znacznie lepsza z punktu bezpieczeństwa i zakłóceń  jest instalacja pięcioprzewodowa - trzy przewody fazowe, przewód neutralny N oraz osobny przewód uziemiający PE. Na przewodzie uziemiającym w kablu powstaje tylko małe napięcie indukowane prądami przewodów fazowych i neutralnego oraz wynikające z przepływu prądów upływu izolacji zasilanych urządzeń a  w tym urządzeń z zasilaczami impulsowymi SMPS.

W domach budowanych z oszczędnościową instalacja aluminiową przewody dystrybucyjne są czterożyłowe a w mieszkaniach przewody są dwużyłowe. Kołek uziemiający w gniazdku dołączony jest do przewodu neutralnego. Można wbić metalowy pręt w ziemie i zmierzyć napięcie na kołku uziemiającym gniazdka sieciowego takiej instalacji. Może to być 1-4 Vac. Tak więc uziemiona metalowa obudowa lodówki jest "anteną" dla kilkuwoltowego napięcia sieciowego 50Hz w sytuacji gdy stalowe zbrojenie konstrukcji budynku jest faktycznie uziemione.

Ciało ludzkie ma określoną oporność.  W polu elektrycznym o częstotliwości sieciowej 50Hz występuje na nim spadek napięcia. Jeśli do ciała podamy potencjał Ziemi lub potencjał z przewodu uziemiającego instalacji sieciowej to spadek napięcia z reguły na nim wzrasta !
Wynika z tego prosty wniosek. Podsystem zbierający sygnały EKG musi mieć jak najmniejsza pojemność do sieci zasilającej, włącznie z przewodem neutralnym. W zasilanym z sieci urządzeniu EKG są dla zasilenia systemu wejściowego stosowane jako izolacja dwa kaskadowo połączone transformatory.
Pojemność międzyuzwojeniowa transformatorka zasilającego system wejściowy powinna być jak najmniejsza. Wskazane są uzwojenia krążkowe a także ekranowanie uzwojeń.  Kaskada transformatorów jest też niezbędna dla bezpieczeństwa pacjenta.

Na rysunku pokazano pacjenta przyłączonego do urządzenia EKG. Jego pojemność do Ziemi wynosi 100-300 pF zaś pojemność do linii 220Vac ( lub o innym napięciu) w sieci budynkowej 1-3 pF. Przez ciało pacjenta płynie prąd sieciowy ca 0.15-0.5 uApp wywołując na nim niewielki zakłócający spadek napięcia sieciowego proporcjonalny do oporności ciała, która nie jest duża. Pojemności do elektrod o różnych impedancjach do ciała  i odsłoniętych części przewodów do nich generują napięcie różnicowe nałożone na sygnał użyteczny. O wielkości zakłócającego sygnału wspólnego ( jest on tłumiony o CMRR wejściowych wzmacniaczy instrumentalnych ) decyduje impedancja połączenia pacjenta z GND urządzenia EKG. Wzmacniacz aktywnie likwidujący sygnał wspólny może tą impedancje mocno zmniejszyć. Izolowane GND strony wejściowej urządzenia EKG tylko rzadko może być połączony z uziemieniem PE sieci.

Sygnał z elektrod EKG ma składową stałą polaryzacji sięgająca nawet 300mV  ale polaryzacje częściowo się znoszą z racji różnicowości sygnałów  ! Aby sygnał użyteczny o amplitudzie 1mV miał przyzwoita rozdzielczość na tle takiej składowej stałej potrzebny byłby przetwornik o rozdzielczości conajmniej 18-20  bitów co obecnie jest trudne do wykonania ( są już pierwsze takie rozwiązania ! ), nie wspominając o kosztach realizacji. Dlatego też sygnał przechodzi przez jednobiegunowy  filtr górnoprzepustowy o częstotliwości odcięcia 0.05Hz czyli o stałej czasowej RC=3.18..sekundy. Tam gdzie nie jest istotna precyzja odwzorowania a pacjent się porusza stosuje się filtr o częstotliwości 0.5Hz a nawet większej, który już odrobinę zniekształca sygnał EKG ale w ogóle pozwala na obserwacje i rejestracje sygnału.   

Jaka jest wymagana częstotliwość próbkowania sygnału EKG ?  Widmo częstotliwościowe sygnału EKG szybko spada powyżej 50 Hz. W sygnałach są niestety obecne zakłócenia sieciowe.
Z powodu zjawiska aliasingu sygnał przed próbkowaniem i przetwornikiem A/D powinien być odfiltrowany dolnoprzepustowo. Selektywność - ostrość tej filtracji zależy od widma sygnału i częstotliwości próbkowania. W urządzeniach EKG stosuje się łagodną ( nie zniekształcającą sygnału ) filtracje analogowa  filtrem 2-3 rzędu.

Koncern HP jest jednym ze światowych liderów elektroniki medycznej. W przenośnym, synchronizowanym czyli AUTOMATYCZNYM defibrylatorze z wbudowanym jednokanałowym EKG typu 78668A firmy Hewlett Packard  zastosowano interwal próbkowania sygnału A/D 4.1 ms ( ca 1/4 okresu napięcia sieciowego 60 Hz ) i tylko 8 bitowy przetwornik A/D. Przed przetwornikiem A/D zastosowano wzmacniacz o przełączanym multiplexerem wzmocnieniu. O wzmocnieniu decyduje program maszyny  realizując prosty algorytm Automatic Gain Control.

W defibrylatorze HP stosowana jest procedura synchronizowanej kardiowersji. Do detekcji faz QRS zastosowano programowy  filtr środkowoprzepustowy o pasmie  7-35 Hz
Y(t) = (3/4) Y(t-1) + [X(t) - X(t-4)]

Aby obciąć składową stałą z polaryzacji elektrod i ruchów pacjenta stosowany jest filtr górnoprzepustowy o częstotliwości 1.2 Hz, a wiec dość wysokiej.  Z interwalem 4.1ms miałby on postać
Y(t) = (31/32)Y(t-1) + [X(t) - X(t-1)]
Z interwalem 8.2 ms (dwie surowe próbki są zsumowane dając nową  próbkę ) ma on postać
Y(t) = (15/16)Y(t-1) + [X(t) - X(t-1)]
Filtr ten zastosowano ponieważ ma on znacznie lepsze własności numeryczne niż poprzedni filtr.
Ponieważ użyty w urządzeniu 8 bitowy mikroprocesor nie ma instrukcji mnożenia to wybrana postać numeryczna daje się łatwo implementować bez mnożenia. Realizacja algorytmów z sygnałami na mało wydajnych procesorach jest bardzo trudna i HP należy się podziw.  Rzecz jasna realizacja na wydajnych procesorach 16 i 32 bitowych jest łatwiejsza i można też łatwo rozszerzyć funkcjonalność. 

 Na rysunku powyżej ( HP Journal Feb 1982 ) pokazano schemat blokowy sprzętowo - programowy realizacji  funkcji detekcji faz QRS i automatycznej regulacji wzmocnienia. Nie pokazano tam wejściowego wzmacniacza różnicowego z  analogowymi filtrem górnoprzepustowym 0.5Hz.
Z uwagi na potężne zakłócenia emitowane impulsem defibrylacji, którego widmo sięga 100MHz i potencjalną możliwość utraty przez procesor - program ścieżki logicznej programu ( raczej się to nie zdarza ) zastosowano Watchdog o okresie pilnowania 25ms.
Uwaga-Defibrylator z impulsem o energii do 400 J jest śmiertelnie niebezpieczny toteż wymagana jest dla bezpieczeństwa małą nadzorowana oporność między przyłożonymi do ciała ratowanego elektrodami.  Przestępczy „strzał” elektrodami przyłożonymi do uszu powoduje natychmiastową utratę przytomności.   

Do testów fizycznych systemu EKG oczywiście nie stosuje się pacjenta ale prosty generatorek na inwerterach CMOS ( lub licznikach, dekoderach...)  zasilany z bateryjki. W najprostszym wypadku wystarczy asymetryczny sygnał prostokątny przepuścić przez odpowiedni filtr.

Prosty jednokanałowy EKG ( także nowoczesny defibrylator lub przyłożkowy Vital Sign Monitor pacjenta, który oprócz EKG pokazuje przebieg oddychania mierząc oporność między elektrodami EKG prądem o częstotliwości ca 60KHz, pulsoksymetr na palcu mierzący utlenienie krwi i mierzy bezinwazyjnie ciśnienie krwi pacjenta rękawkiem na ręce ) czyli I Eindhovena do celów diagnostycznych w krajach cywilizowanych nie jest już stosowany. Regułą w urządzeniu jednokanałowym jest zastosowanie wzmacniacza instrumentalnego ( dalej IA ) na trzech wzmacniaczach operacyjnych lub scalonego bowiem łatwo można uzyskać sygnał wspólny, który po wzmocnieniu podany jest do elektrody RL mocno go zmniejszając w pętli sprzężenia zwrotnego. W literaturze jest dużo przykładów takich wzmacniaczy i ich analiza nie wnosi żadnej wartości dodanej i dlatego ją pomijamy.
Natomiast literatura skrzętnie omija potrzebne rozwiązanie dla  systemu 12 odprowadzeniowego ( także systemu EASI )  i trzeba sięgnąć do konkretnych rozwiązań.
Ze względu na szumy rodzaju 1/F i prąd polaryzacji wejścia optymalne w tym zastosowaniu są wzmacniacze operacyjne i instrumentalne BiFet i bipolarne SuperBeta. Wzmacniacze CMOS i BiMOS mają zdecydowanie za duże szumy 1/F ale oczywiście sprytne autozerowanie ( wymagana już skala scalenia najmniej LSI ) pozwala ominąć ten problem.
W odniesieniu do szumów 1/F producenci czasem podają wejściowe napięcie międzyszczytowe szumów wzmacniaczy dla zakresu 0.1-10 Hz ale zakres sygnału EKG jest szerszy. Niemniej podawany parametr jest użyteczny.
W EKG ( schemat części wejściowej poniżej ) zastosowano wydajny procesor 16 bitowy i znaczną pamięć programu oraz danych umożliwiające już implementacje algorytmu AUTOMATYCZNEGO  rozpoznawania i klasyfikacji anomalii zebranego EKG. Uwaga – W Polsce bazę dla działań lekarzy stanowi wyłącznie opis EKG wykonany przez specjalistę kardiologa. Może być on identyczny do wyniku pracy algorytmu lub inny. Funkcje rozpoznawania można z reguły  zablokować tak że bez autoryzacji nie można ich odblokować jako że przepisy ( działania lobby lekarskiego ?) w niektórych krajach zabraniają automatycznej klasyfikacji EKG  !  
Ideową bazę wstępną do rozważań dla pokazanego poniżej systemu wejściowego stanowi wzmacniacz instrumentalny na dwóch wzmacniaczach operacyjnych ale ma on dla wejścia odwracającego sygnału „-” trzy wejścia ( Vw= 1/3 ( RA + LA + LL ) ) zsumowane rezystorami z wagą 1/3. 

Zauważmy że ilość rezystorów sumujących ( zamiast trzech jeden rezystor na wyjście ) we wzmacniaczach instrumentalnych EKG można zmniejszyć buforując wzmacniaczem operacyjnym w konfiguracji wtórnika odniesienie Wilsona ale powiększa to szumy !
Sygnały od pacjenta ( i sygnał „uziemiający” do RL zmniejszający zakłóceniowy sygnał wspólny ) są podane przez filtr RC eliminujący zakłócenia radiowe. Sygnały na schemacie są nazwane skrótowo co wprowadza w błąd ! Dano ochronne diody wraz ze spolaryzowaną diodą Zenera mocy wyznaczającą progi ochrony jako że wzmacniacze JFet mimo iż mają wewnętrzne zabezpieczenia to jest ono zbyt delikatne na incydenty.   
Z dwubiegunowych kończynowych wyprowadzeń  Einthovena I = LA - RA, II = LL - RA , III = LL – LA sygnał III nie jest analogowo wytworzony i jest na podstawie próbek z A/D wytworzony programowo jako  III=II – I. Sygnały I i I są „sąsiednio” próbkowane dla jak najmniejszej różnicy czasu ale i tak muszą być interpolowane dla tego samego momentu dla likwidacji różnicy faz odejmowanych sygnałów.
Sygnał wspólny jest wzmocniony regulatorem pętli sprzężenia zwrotnego na wzmacniaczu U1D i podany do prawej nogi pacjenta RL dla jego minimalizacji. 
Ponieważ szkodliwe napięcie polaryzacji DC elektrod EKG może być duże wzmocnienie wejściowych wzmacniaczy instrumentalnych jest względnie małe. Zestawami diod DR3 i DR4 wybrane są z wyjść wzmacniaczy instrumentalnych sygnał najmniejszy i największy i podano do komparatora okienkowego na UA6A i UA6B. Gdy któraś elektroda nie jest dołączona i zbiera tylko zakłócenia i pływa polaryzowana też małym prądem wzmacniacza ( są one znacznie poza granicami przetwarzania A/D ) procesor jest o tym informowany i podaje pielęgniarce / lekarzowi stosowny komunikat do działania. Bez poprawnego dołączenia pacjenta EKG nie zostanie wykonane.
Dalej wszystkie 8 sygnałów przechodzą przez filtry górnoprzepustowy ca 0.05 Hz ( kondensatory 1 uF plus rezystory 3.3 MOhm ). Na podstawie programowej analizy sygnałów DSP stan filtrów jest jednocześnie zerowany ( to znaczy stała czasowa filtrów jest zmniejszana 3.3 Mohm / 10 K czyli 330 razy oczywiście najlepiej poza okresem  QRS ) 8 kluczami CMOS. Funkcja ta pozwala szybko zlikwidować efekt dużego napięcie polaryzacji elektrod i pływania sygnału na nieumieszczonych na ciele elektrodach po ich umieszczeniu na ciele pacjenta.
Sygnały są dalej wzmocnione i odfiltrowane dolnoprzepustowo i podane do 12 bitowego, dokładnego przetwornika A/D z wejściowym multiplexerem. Każdy sygnał jest próbkowany 500 razy na sekundę. Środkowozaporowy  filtr DSP przeciwzakłóceniowy 50Hz jest zrealizowany programowo. Ponieważ odrobinę zniekształca on sygnał można go klawiszem wyłączyć.

Im mniejsze jest napięcie zasilające „analog front end” tym lepiej z punktu widzenia bezpieczeństwa pacjenta. Nawet w sytuacji awaryjnej pacjent musi być całkowicie bezpieczny. Dawnej układy analogowe zasilano napięciami +-15V czyli w sumie 30V a nawet większymi. Jest to już przeszłość.
Dobre zrozumienie zjawisk w obwodach delikatnych sygnałów jest kluczem do udanej i niedrogiej ( iloraz jakość do ceny ) konstrukcji wielu urządzeń. Układy używane w masowej produkcji są w reguły „tanie”.
Obecnie nawet w III Świecie VSM pilnuje stanu pacjenta i gdy tylko jedno z czterech jego urządzeń wskazuje ze pacjent się destabilizuje wzywa alarmem dyżurną pielęgniarkę i lekarza. Jest czas aby podjąć stosowne działanie. Z drugiej strony jednak każdy w końcu musi umrzeć.
W świecie udział nakładów na ochronę zdrowia rośnie od dekad i urządzenia diagnostyczne mają w kosztach swój udział.
 
Jakość pracy urządzeń prezentujących EKG potrafi się sporo różnić.
Oczywiście urządzenia medyczne włączone są w sieć a rezultaty diagnostyki (standaryzacja formatów ) umieszczane na serwerze. Dane o osobie może czasowo zastąpić odcisk palca zwłaszcza w sytuacji gdy czas jest cenny a z osobą nie ma kontaktu lub nie ma ona dokumentów.

Sprawdzenie [DSP].
1.Symulacyjny program ( celowo wprowadzono w nim błąd ) na PC ma robić to samo co program automatycznego defibrylatora koncernu HP w części EKG dającego synchronizujący sygnał „R Wave”. Popraw go aby działał jak należy.   
2.Prosty, skomentowany demonstracyjny program EKG ( próbki sygnału z pliku lub z przetwornika A/D 500 razy na sekundę ) na komputerze PC ma dwa przeciwzakłóceniowe filtry środkowozaporowe IIR i FIR ( oczywiście użyty jest tylko jeden ) eliminujący zakłócenia sieciowe 50 Hz. Zaletą filtru FIR jest stałe opóźnienie grupowe i małe zniekształcenia kształtu sygnału.
Podane zakłócenie 50 Hz jest filtrem IIR ładnie odfiltrowane a odpowiedź na skok ( 0.8 , skala rozciągnięta ) całkiem ładna. Niewiele zniekształca on sygnał EKG.

Ale oba filtry IIR i FIR  zrealizowano na PC w zmiennym przecinku a docelowy procesor EKG nie ma zmiennego przecinka. Przerób na PC filtry na arytmetykę stałoprzecinkową. Próbki sygnału EKG są 12 bitowe.    

Ćwiczenie
1.Co składa się ( analiza spektralna „FFT” sygnału z wejścia karty dźwiękowej PC ) na sygnał na przewodzie N w stosunku do PE w sieci zasilającej ?

2.Co składa się ( analiza FFT z karty dźwiękowej i oscyloskop z uwagi na wąskie <20 KHz pasmo karty ) na sygnał GND ( przewód do pręta wbitego w podlaną ziemie lub metalowe ogrodzenie lub zbrojenie ściany budynki ) w stosunku do PE  w sieci zasilającej ? Uwaga na składową stałą DC od tramwajów i trakcji kolejowej.

3.W jakim zakresie przy przemieszczaniu się w pomieszczeniu zmienia się napięcie zmienne AC mierzone miernikiem z bateryjką na osobie trzymającej miernik  gdy druga końcówka miernika dołączona jest do GND / PE ? Co jest przyczyną zmian ?
Co składa się ( analiza FFT ) na ten sygnał przekazany  zasilanym z baterii optoizolatorem ?
Jaki płynie do GND prąd zakłóceń ( miernik z bateryjką ) z ciała człowieka ?
Jaka wynika z tego pojemność ciała człowieka do GND ?

4.Jaka jest mierzona miernikiem z bateryjką oporność między elektrodami EKG z żelem lub bez umieszczonymi na ciele człowieka ?

5.W jakim stopniu  zasilanie sieciowe w stosunku do zasilania z akumulatora pogarsza jakość sygnału EKG ( podanego z symulatora ). Co ma na to wpływ ?

6.Jaka jest orientacyjnie wartość współczynnika tłumienia zakłócającego sygnału wspólnego CMRR. Sygnał EKG podany jest z symulatora a sygnał wspólny z generatora.
Jaka jest orientacyjnie dobroć ( załączonego !) filtru środkowozaporowego 50 Hz w EKG ?


Załącznik.
Service Manual do EKG x 3 oraz Vital Sign Monitor x 4.