浅谈新型Holter记录器电路抗干扰的设计

浅谈新型Holter记录器电路抗干扰的设计作者：陈粉娥
来源：《中国科技博览》2017年第21期
[摘要]本文介绍了一种基于低功耗MSP430单片机的新型Holter记录器电路的设计，其前端硬件采用Sigma-Delta型ADC放大器对输入的心电信号进行放大、滤波等前端信号调理，然后通过Msp430单片机处理，该新型Holter记录器结构简单、体积精巧，适合动态心电测试。

[关键词]前置放大电路 Sigma-DeltaMSP430单片机
中图分类号：TP333 文献标识码：A 文章编号：1009-914X（2017）21-0202-01
引言
新型holter心电图记录器是通过检测人体的生物电信号即心电信号发现心脏类疾病的一种辅助诊断仪器，目前12导Holter记录器在采集心电信号时，一般采用威尔逊多导联结构，在人体上放置电极，在运动中检测，通过测量运动过程中的心率变化，了解身体的运动状态，往往测量的心电信号效果较差，存在干扰比较大，伪差多，导致数据分析耗费时间而且对病人病情存在误判，解决好心电信号的采集，对所有心电技术都是有用的。

本文设计的Holter记录器主要就电路干扰、低功耗方面进行分析，提出解决措施。

1 心电信号特征
心电信号是人体心脏工作产生的生物电流，其原理是在身体表面不同部位产生不同电势，并且随心跳的节律呈现规律性的升降变化，是一种低频率的微弱电信号，常规心电信号的幅度范围为：10uV～5mV，频率范围为：0.5Hz～100Hz，这种mV级的微弱交流信号还混杂有人体生物电干扰、50Hz工频干扰以及各种外部高频电磁干扰等。

因此，如何从环境噪声中提取微弱的心电信号就是holter心电图记录器设计的难点和重点。

2 干扰来源
干扰主要来至以下几个方面：
①由升压电源芯片及电源转换芯片产生的干扰比较大，加上元件的位置和布线的问题，通过电源，地线和空间感应导放大器输入端产生的高频干扰。

使得心电波形中毛刺比较多，或者经过滤波后，也会变成台阶状，平台状的干扰。

②由于采用威尔逊网络，由RA，LA，RL形成所有电极的中心电位。

肌电干扰比较大，当左臂，右臂，右腿三个电极中任一个肢体，电极活动，或其附近的肌肉活动时，都会产生中心电位的波动。

从而在所有的导联上产生很大的干扰。

造成软件分析困难，模板增多，大量的
“A”出现。

即使软件能正确的把这些干扰判定为干扰“A”，大量的“A”使得可用来正常分析的信息减少。

③电极导线没有屏蔽，也是造成干扰大的原因之一。

3 硬件结构设计
3.1 电源电路
Holter记录器采用一节1.5V的AA碱性电池供电，正、负电源是从1.5V电池经过DC-DC 变换芯片产生的。

这样心电信号叠加的尖峰形式的干扰主要来自于DC-DC变换芯片的高频振荡上的调制信号。

为此选择美信公司的MAX1675，具有高效率、低电源电流、低噪声的DC-DC变换芯片，电感阻尼开关设计可有效降低纹波，改善EMI抑制，输出电流0.5A预留比较大的余量，避免了当功率不足时，容易产生电源的波动。

同时在电路板布置方面DC-DC变换芯片的位置远离放大器和电极的输入端，以减少空间和地线的干扰，模拟地线和数字地线严格分开，以减少CPU和数字电路对放大器的干扰。

在DC-DC变换芯片电路使用滤波电容都是大小二个成对的，一个滤高频，一个滤较低的频率，在印刷板上的位置，放在最有效的地方，避免拉长线。

3.2 前端、放大电路
硬件系统设计的难点和核心是两级放大中的前级放大电路和带通滤波电路。

体表心电信号的频率主要集中在0.05～100Hz，幅度为10Uv～4mV（典型值为1mv），是一种低频率的微弱双极性信号，它淹没在许多较强的干扰和噪声之中，这些干扰主要包括肌电信号、呼吸波信号等体内干扰信号和以50Hz工频干扰、电极与皮肤界面之间的噪声为主的体外电磁场干扰信号的影响，因此，要对心电信号进行精确测量，必须设计出优良的放大器。

①前端电路：这里采用Maquette前端电路，它的主要优点是可以大大减少12导记录器的干扰。

减少大的，宽的和QRS波处于同一频段的干扰。

这种干扰主要是病人四肢活动时，电极活动造成电极极化电压的改变（极化电压很大，有几百mV），和肌电信号造成的。

目前大部分设计是采用了威尔逊电阻网络。

由RA（右臂）， LL（左腿）， LA（左臂）三点的电位的中心作为各个导联的参考电位。

也就是各个导联的信号都是各个电极的电位和这个中心电位相减而得到的。

当这个中心电位一变，各个导联的ECG信号都跟着变。

当RA（右臂）， LL （左腿）， LA（左臂）任何一个上肢活动时，都会造成中心电位的变化，从而在各个导联上都会造成干扰。

而Maquette的前端电路中，仅以右臂（RA）作为参考电位。

仅在右臂活动时才会引起参考电位的波动，和威尔逊电阻网络中心电位相比（PA， LL， LA）三点形成参考电位相比，
造成干扰的可能性降到了原来的1/3。

为此使用Maquette的前端电路可以有效的改善12导记录器的干扰。

②放大电路：采用Sigma-Delta型ADC。

采用低功耗，多输入ADC。

Analog Device公司生产的Sigma-Delta型ADC，AD7718。

其优点是：
·多输入端：AD7718有8个输入端。

和现在生产的记录器相比，可以节省一个8选1芯片。

·变换精度高，AD7718为24bits。

·输入幅度要求低，变换范围可控制在20mV-2.56V之间。

ADC中包括有放大器，其放大倍数是可以程控的。

当变换范围设置为20mV时，可以大大减少心电放大器的放大倍数。

节省放大元件。

③通频带：通频带设计为0.04～100Hz。

在HOLTER记录器中没有采用硬件电路滤波，而是采用了在CPU中进行软件滤波。

由记录器中的软件实现数字滤波来限制记录器的通频带。

下限高通滤波，上限低通滤波，肌电干扰抑制滤波器等滤波都是由软件来完成的，使用Sigma-Delta ADC中带有的工频陷波器，提高对工频信号的共模抑制比。

3.3 电极导线设计
电极导线和电缆线是比较重要的干扰输入端，因为它们直接接到心电放大器的输入端。

同时采用屏蔽，包括连接电极的导线也有屏蔽所有外连线都采取单独滤波措施，这样有效减小干扰沿电源线、信号线的传播，由于信号采集数量较多，目前采取的是集成的穿心电容处理，为了不影响正常信号通过，穿心电容的容量选取在1000到3000pF左右的容值，屏蔽由RL的输出来驱动以提高共模抑制比，减少干扰。

3.4 CPU选择
Holter记录器是监测患者的动态心电变化，为了便于患者携带24h采用一节碱性AA电池供电，当它由电源支取的电流越小时，CPU的动作电流在电源和地线上造成的干扰越小，这就要求整个系统尽可能保证处于低功耗模式，本设计选用了MSP430系列的MSP430F149。

MSP430F149具有强大的低功耗模式设计，在不同的低功耗模式下，配置不同的时钟信号来降低CPU及工作模式的工作频率，选择性的关闭暂时不适用模块和相关的时钟信号来降低工作模块的数量以达到降低整机功耗的目的。

4 结论
本文利用低功耗单片机设计了一款24h新型Holter动态记录器，经过大量的临床实验测试满足医院需求，有着无法比拟的低成本和可靠性等特性。

参考文献
[1] 谢建华，刘海波，刘瑞芳.基于ARM Cortex-M3的动态心电图机设计.吉林大学学报：信息科学版，2012（3）.
[2] 霍铖宇，宁新宝，卞春华等.基于嵌入式技术的便携式心电监护仪.计算机工程，2008，34（17）：222-224.
[3] Hao Weituo.ECG Baseline Wander Correction by Meanmedian Filter and Discrete Wavelet Transform[C]Proceedings of EMBC’11.Boston，USA：IEEE Press，2011.。