低功耗_基于msp430的bcg和ecg實時同步監(jiān)測裝置的設(shè)計與實現(xiàn)

1、<p><b>　　摘要</b></p><p>　　本文設(shè)計的系統(tǒng)能夠?qū)崟r同步的監(jiān)測體動信號（BCG）和心電信號（ECG）。設(shè)計系統(tǒng)主要包括三部分。第一部分為信號的采集調(diào)理模塊。其中體動信號是通過四個壓力傳感器組成的全橋電路來采集的，再用前端模擬電路對微弱的體動信號進行放大濾波；心電信號是通過貼在身體表面的傳感器來采集的，再用前端模擬電路對心電信號進行放大濾波。第二部分為信號的傳

2、輸模塊。利用MSP430單片機內(nèi)部的AD對信號進行A/D轉(zhuǎn)換，再通過CC2500無線模塊發(fā)送到上位機。第三部分為上位機實時采集和監(jiān)測。MATLAB對上位機接收到的數(shù)據(jù)進行處理,處理后的數(shù)據(jù)用MATLAB GUI實時顯示，最終達到了實時同步監(jiān)測的效果。</p><p>　　關(guān)鍵詞：MSP430; 體動信號；心電信號；同步監(jiān)測；MATLAB</p><p><b>　　Abstrac

3、t</b></p><p>　　The paper designs can synchronous monitor BCG and ECG and real time display. In this paper,the system consists of three parts.The first part is signal acquisition module.Among them,the s

4、ensor circuit captures the BCG signal through the four pressure sensors composed of full-bridge circuit and amplifys the signal through the amplifier.The capturing of the ECG signal is through the sensor posted on the bo

5、dy suiface.In the second part ,the signal transmission module is introduced.Here the master ch</p><p>　　Key words: MSP430; BCG; ECG; Synchronous Monitor；MATLAB</p><p><b>　　1.引言</b&g

6、t;</p><p>　　21世紀被稱為“銀發(fā)世紀”，世界范圍內(nèi)的老齡化浪潮滾滾而來。根據(jù)中國人口信息研究中心的調(diào)查統(tǒng)計，2000年中國60歲以上人口比例為10.31％，65歲以上人口占總?cè)丝诘谋壤秊?.17％，按照國際標準來衡量，中國已經(jīng)步入老齡化社會，而且在今后幾十年其老齡化趨勢將愈加明顯。另外，隨著社會經(jīng)濟的發(fā)展，居住方式的變化，家庭結(jié)構(gòu)的小型化，以及人口流動的加速，子女數(shù)的減少，其老人家庭空巢率正在不斷的

7、加大。因此，對老年人的日常監(jiān)護，已成為一個重要的社會問題。</p><p>　　隨著年齡的增加，人體解剖組織結(jié)構(gòu)和生理代謝發(fā)生一系列變化，機體功能衰退，應(yīng)變能力減退，骨骼也變得較為松脆，這些生理或其他原因引發(fā)的變化常?？梢酝ㄟ^人體的心律和身體狀態(tài)表現(xiàn)出來。當人生病時，特別是心臟病發(fā)作時，心律都會發(fā)生明顯的改變。另外，由于自身疾病如心腦血管疾病或外界影響等因素，人的身體狀態(tài)也常常發(fā)生改變?nèi)绲?。根?jù)美國國家安全委員

8、會的報告指出，在65歲以上的人口中，跌倒所造成的死亡居所有意外死亡原因的第一位，占此年齡段意外死亡的33％。近年來，我國心腦血管疾病發(fā)病率持續(xù)上升，每年有54.4萬人心臟性猝死。面對越來越嚴峻的現(xiàn)實，我們應(yīng)該做好相對的預(yù)防措施。首先，心腦血管疾病的發(fā)生是有先兆的，如果剛出現(xiàn)病灶時就立刻救治，很多人是能夠緩解過來的?，F(xiàn)在有很多心臟性猝死的病人是由于發(fā)病時無人知曉，沒有得到及時的救治，才導(dǎo)致嚴重的后果。隨著生命科學(xué)技術(shù)、信息技術(shù)、網(wǎng)絡(luò)技術(shù)的

9、高速發(fā)展，家庭、社區(qū)、野外救助現(xiàn)場等更多領(lǐng)域有了對醫(yī)療監(jiān)護設(shè)備的大量需求，但卻面臨著由于監(jiān)護設(shè)備成本高、體積大不便于移動等原因而難于推廣的矛盾。因此，開發(fā)出體積小、智能化程度高、穩(wěn)定性好心功能實時監(jiān)測與通信系統(tǒng)將成為必然的趨</p><p>　　心臟的基本活動包括電活動和機械活動，在每個心動周期都是電活動在先，機械活動在后，即先產(chǎn)生電激動，心房和心室的電激動經(jīng)人體組織傳到體表并由電極記錄即為心電信號（ECG）；然

10、后心臟機械收縮，機械收縮對人體產(chǎn)生力的作用，這個力的作用經(jīng)由傳感器采集即得到體動信號（BCG）。</p><p>　　心電信號是心臟生理功能檢測方法的一種。心臟機械收縮之前，先產(chǎn)生電激動，心房和心室的電激動可經(jīng)人體組織傳到體表。心電圖是利用心電圖機從體表記錄心臟每一心動周期多產(chǎn)生電活動變化的曲線圖形。心肌細胞在靜息狀態(tài)時，膜外排列陽離子帶正電荷，膜內(nèi)排列同等比例陰離子帶負電荷，保持平衡的極化狀態(tài)，不產(chǎn)生電位變化。

11、當細胞的一端受到刺激（閾刺激），使細胞內(nèi)外正、負離子的分布發(fā)生逆轉(zhuǎn)，受到刺激部位的細胞膜出現(xiàn)極化。該細胞膜外正電荷消失而前面尚未除極的細胞膜外仍帶正電荷，從而形成一對電偶，電源（正電荷）在前，電穴（負電荷）在后，電流自電源流入電穴，并沿著一定的方向迅速擴展，直至整個心肌細胞除極完畢。此時心肌細胞膜內(nèi)帶正電荷，膜外帶負電荷，成為除極狀態(tài)。嗣后，由于細胞的代謝作用，使細胞又逐漸復(fù)原到極化狀態(tài)，這種恢復(fù)過程稱為復(fù)極過程，復(fù)極與除極先后程序一致

12、，但復(fù)極化的電偶是電穴在前，電源在后，并較緩慢向前推進，直至整個細胞全部復(fù)極為止。</p><p>　　體動信號是心臟泵生理功能檢測方法的一種。心臟收縮時，左心室射血，血液流經(jīng)大動脈的不同部分，在收縮早期，血液流經(jīng)大動脈的上升段，對身體的作用力方向為由腳至頭；在收縮后期，血液流經(jīng)大動脈的下降段，對身體的作用力方向為由頭至腳。根據(jù)牛頓第三定律，身體會產(chǎn)生一系列與血流對身體作用力大小相同方向相反的反作用力，且產(chǎn)生先由

13、頭到腳再由腳到頭方向的微弱振動，并使與人體緊密接觸的支撐物體先受到先由頭到腳再由腳到頭的作用力，即在心臟泵血時，人體對支撐物體的作用力以重力為基準變化，方向平行于脊椎軸，將其記錄下來便稱為BCG信號。根據(jù)其產(chǎn)生原理，將傳感器安裝在支撐物體的人體脊椎軸方向即可獲得BCG信號。該信號與心臟活動相關(guān)，通過對其分析即可獲得心臟工作情況，且測量時無需傳感器直接貼附人體即可獲得，長時間使用不會使受試者產(chǎn)生不舒適的感覺。因此基于BCG信號的檢測系統(tǒng)可

14、以在受試者感受不到測量狀態(tài)的情況下，實時檢測心臟工作情況，完全不影響受試者的正常生活，且能在心臟活動異常時發(fā)出提示。</p><p>　　本項目主要研究基于MSP430的BCG和ECG實時同步監(jiān)測裝置的設(shè)計與實現(xiàn)，現(xiàn)在體動信號與心電信號同步監(jiān)測的裝置還很少有，這樣的裝置可以更加全面的監(jiān)測心臟活動狀態(tài)，使在家庭，辦公等環(huán)境下，長時間實時監(jiān)護和評估心臟功能變?yōu)榭赡?，進一步發(fā)展后還可以輔助醫(yī)生更準確地了解心臟功能，預(yù)測

15、診斷心臟疾病，評價循環(huán)系統(tǒng)和心臟藥物的性能，評估生理或心理測試結(jié)果，及監(jiān)測睡眠質(zhì)量等。 </p><p><b>　　2.系統(tǒng)方案 </b></p><p>　　本系統(tǒng)能夠?qū)崟r同步的監(jiān)測BCG和ECG，在上位機上進行實時顯示便于觀察。系統(tǒng)示意圖如圖1所示。</p><p><b>　　圖1 系統(tǒng)示意圖</b></p&

16、gt;<p>　　本設(shè)計主要由信號采集模塊、信號傳輸模塊和實時監(jiān)測模塊三部分夠成。</p><p>　　體動信號的信號采集模塊包括傳感器電路和信號處理電路。傳感器單元是由人體秤改裝的四個壓力傳感器組成的全橋電路，當人站在上面時，傳感器就可以把由心跳和呼吸及身體位移引起的體動信號傳導(dǎo)出來，送到后面的信號處理電路中。信號處理電路由前置放大電路、主放大電路、陷波電路、低通濾波電路及電池供電電路構(gòu)成。受試者

17、站在四個壓力傳感器構(gòu)成的全橋電路上，當呼吸和心率發(fā)生改變時產(chǎn)生的作用力通過傳感器系統(tǒng)轉(zhuǎn)換為一個帶有直流偏移的交流電壓輸出，傳感器電路輸出的原始體動信號經(jīng)過高穩(wěn)定性、高共模抑制比的差分電路前置放大，消除共模信號，保留有用的差模信號并放大10倍；然后經(jīng)過隔直電路濾除體重、儀器等引起的直流噪聲；此時將所得信號經(jīng)由第一級放大電路再放大40倍傳入50Hz陷波器以消除50Hz工頻干擾；之后再經(jīng)過第二級放大電路將信號放大40倍，隨后送入截止頻率為15

18、.9Hz(由于體動信號頻率為0.6~20Hz，而實際測得的體動信號的頻率為7Hz左右)的兩個壓控型低通濾波器中去除高頻成分，保留有用的低頻信號；再次送入50Hz陷波器去除50Hz干擾信號；由于進行以上處理不可避免的會產(chǎn)生直流偏置、高頻等干擾信號，所以再一次進行隔</p><p>　　心電信號的信號采集模塊即信號處理電路。信號處理電路由前置放大電路，主放大電路，陷波電路，低通濾波電路及電池供電電路構(gòu)成。各部分電路與

19、體動信號的信號處理電路類似。</p><p>　　信號傳輸模塊將信號采集模塊的模擬輸出信號通過模數(shù)轉(zhuǎn)換后通過微處理器模塊處理后，再由無線模塊發(fā)送至上位機。數(shù)字控制單元采用了TI的msp430，A/D轉(zhuǎn)換芯片采用MSP430內(nèi)部自帶的A/D，無線傳輸單元采用CC2500無線射頻芯片。</p><p>　　實時監(jiān)測模塊，上位機接收到數(shù)據(jù)后，MATLAB對接收到的數(shù)據(jù)進行處理，處理的后的數(shù)據(jù)在M

20、ATLAB GUI上實時的滾動顯示波形，實現(xiàn)了上位機的實時監(jiān)測。</p><p><b>　　3.系統(tǒng)硬件設(shè)計</b></p><p><b>　　3.1信號采集模塊</b></p><p><b>　　傳感器電路</b></p><p>　　人體秤上有4個電阻應(yīng)變式稱重傳感器

21、將其接成全橋測量電路，受外界的作用力作用，傳感器的彈性梁發(fā)生形變，隨之使貼在彈性梁部位的應(yīng)變片阻值發(fā)生變化，在激勵電壓的作用下，輸出的電信號也發(fā)生正比例變化，根據(jù)所測得的電信號就可以計算出外界作用力的大小，達到測力的目的，測量電路如圖2所示。</p><p><b>　　圖2 全橋測量電路</b></p><p>　　當受試者站在裝有傳感器的稱上時，傳感器電路將體重及

22、左心室泵血時身體對支撐物體的作用力轉(zhuǎn)化一個帶有直流偏移的交流電壓信號，其中直流電壓由體重及稱的重力產(chǎn)生，交流電壓由左心室泵血時身體對支撐物體的作用力產(chǎn)生，將其提取出來即為體動信號。</p><p><b>　　信號處理模塊</b></p><p>　　放大電路包括前置放大電路，后級放大電路和增益可調(diào)放大電路，用于將微弱的體動信號放大。其中，前置放大電路用于消除共模干擾

23、，保留有用的差模信號，同時將信號放大10倍；后級放大電路共有兩級，每級各放大40倍；增益可調(diào)放大電路放在最后一級，最大可放大50倍，用于根據(jù)實際測量情況進行調(diào)節(jié)。</p><p>　　濾波電路包括隔直電路，低通濾波電路和陷波電路，用于濾波干擾，盡可能的保留有用信號。其中，隔直電路用于濾除體重，床等帶來的直流量；低通濾波電路用于去除高頻成分，保留低頻的體動信號；陷波電路用于消除50Hz工頻干擾。設(shè)計好各部分電路后，

24、根據(jù)微弱生物信號測量特點，將各級電路連接到一起，具體流程如圖3和圖4所示。</p><p>　　圖3 體動信號信號處理框圖</p><p>　　圖4 心電信號信號處理框圖</p><p><b>　　3.2信號傳輸模塊</b></p><p>　　采集模塊輸出的信號為模擬信號，需要將其轉(zhuǎn)換成計算機可以使用的數(shù)字信號。由A

25、D轉(zhuǎn)換電路、數(shù)字控制單元、無線傳輸模塊構(gòu)成。信號傳輸模塊的框圖如圖5所示。</p><p>　　圖5 信號傳輸模塊框圖</p><p>　　本項目數(shù)字控制單元采用了TI的MSP430芯片，無線傳輸單元采用了CC2500無線射頻芯片。</p><p>　　采用TI公司的MSP430系列微處理器，該處理器是一款16位的超低功耗的混合信號控制器，具有豐富的片內(nèi)外設(shè)和方便靈

26、活的開發(fā)手段，特別適合于電池應(yīng)用的場合，并且性能穩(wěn)定。采用了精簡指令集（ RISC ）結(jié)構(gòu)，只有簡潔的 27 條指令，大量的指令則是模擬指令，眾多的寄存器以及片內(nèi)數(shù)據(jù)存儲器都可參加多種運算。而且這些內(nèi)核指令均為單周期指令，功能強，運行速度快。16個寄存器和常數(shù)發(fā)生器可以保證微控制器的代碼效率，數(shù)字控制振蕩器可以使器件從低功耗模式迅速喚醒，在少于6us的時間內(nèi)便可激活。</p><p>　　無線傳輸單元采用CC25

27、00無線射頻芯片，CC2500是一種低成本單片的2.4GHz收發(fā)器，是專為低功耗無線應(yīng)用而設(shè)計的。CC2500內(nèi)的RF收發(fā)器集成了一個數(shù)據(jù)傳輸率可達500kbps的高度可配置的調(diào)制解調(diào)器。CC2500內(nèi)部集成了溫度傳感器，通過采集GD00引腳的電壓，可以實現(xiàn)-40℃-80℃范圍的溫度采集,在實際應(yīng)用時可以節(jié)約一個溫度傳感器。</p><p>　　電能是傳感器網(wǎng)絡(luò)非常寶貴的資源，為了保證硬件電路的低功耗設(shè)計，節(jié)點芯

28、片的選擇均使用低功耗、低電壓工作的芯片。系統(tǒng)采用普通電池或可充電鋰離子電池工作，在有條件對節(jié)點進行充電時，節(jié)點使用鋰離子電池工作，可利用充電模塊為節(jié)點進行電能補充，從而確保節(jié)點工作的連續(xù)性，避免了節(jié)點因更換電池造成的工作中斷。</p><p>　　3.3上位機監(jiān)測模塊</p><p>　　本設(shè)計采用了CC2500無線收發(fā)模塊，終端節(jié)點ED（End Device）采集好數(shù)據(jù)后發(fā)送到與上位機相

29、連的節(jié)點AP(Access Device)，利用MSP430單片機對其進行處理，再通過USB做成的串口送到上位機，由于上位機接收到的數(shù)據(jù)均是ASCII碼，MATLAB將讀取到的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成相應(yīng)的十進制數(shù)，然后在MATLAB GUI上實時的顯示出來。上位機監(jiān)測模塊的框圖如圖6所示。</p><p>　　圖6 上位機監(jiān)測模塊</p><p><b>　　4.系統(tǒng)軟件設(shè)計</b&g

30、t;</p><p>　　本系統(tǒng)以MSP430單片機作為主控芯片，采用單片機內(nèi)部ADC10轉(zhuǎn)換芯片，以CC2500射頻模塊作為無線收發(fā)芯片，應(yīng)用傳感技術(shù)，無線收發(fā)技術(shù)和計算機技術(shù)，實現(xiàn)了心臟信號的采集和監(jiān)測系統(tǒng)。</p><p>　　整個系統(tǒng)由兩大塊組成，ED（End Device）終端設(shè)備節(jié)點為信號采集和發(fā)送端，由無線收發(fā)芯片CC2500和主控芯片MSP430F2274構(gòu)成。AP(Acc

31、ess Device)為上位機程序端，由無線收發(fā)芯片CC2500，主控芯片MSP430F2274構(gòu)成。</p><p>　　程序設(shè)計流程：首先，AP 數(shù)據(jù)中心設(shè)備經(jīng)過，MSP430初始化，實現(xiàn)與計算機的通信，并等待 ED 終端節(jié)點設(shè)備的加入。當ED端有信號輸入后，將信號進行A/D轉(zhuǎn)換并通過CC2500無線模塊發(fā)送到AP端，AP端則通過串口送到上位機進行顯示。ED端與AP端程序設(shè)計流程圖如圖7所示。

32、 </p><p>　　圖7 系統(tǒng)軟件設(shè)計流程圖</p><p><b>　　5.系統(tǒng)創(chuàng)新</b></p><p>　　1)BCG和ECG同步檢測上的創(chuàng)新。BCG反映的是心臟的機械活動信號，ECG則反映的是心臟的電活動信號，本系統(tǒng)實現(xiàn)了兩者的同步監(jiān)測，這樣能夠更好的反映心臟的活動狀

33、態(tài)。</p><p>　　2）BCG信號提取方式上的創(chuàng)新。本系統(tǒng)BCG信號是通過受試者踩在改裝后的人體稱上，通過四個壓力傳感器傳感器組成的全橋電路來采集體動信號，這樣相對通過椅子或者床采集體動信號更有優(yōu)勢，更加簡單、方便。</p><p>　　3）低功耗的系統(tǒng)，對人體影響小。受益于硬件的發(fā)展，無線模塊的功耗比以往更低，信號穩(wěn)定性更好。本項目選擇的MSP430和CC2500芯片均具備了超低功

34、耗的特性，對人體的影響十分微弱。 </p><p><b>　　6.評測與結(jié)論</b></p><p><b>　　6.1放大電路測試</b></p><p>　　由于體動信號與心電信號都是很微弱的生理信號，放大電路性能的好壞會直接影響實驗結(jié)果，這里分別對前置放大電路、后級放大電路進行測試。</p><

35、;p>　　1.前置放大電路測試</p><p>　　將信號發(fā)生器連接到前置放大器的兩輸入端，設(shè)置信號發(fā)生器使其輸出峰峰值100mV，頻率20Hz的正弦波，觀察輸入輸出端波形如圖8所示。其中CH1即通道一為輸入波形，CH2即通道二為經(jīng)過前置放大器放大后的輸出波形。實際測量輸入正弦波峰峰值為104mV，經(jīng)放大后輸出波形峰峰值為1.02V。由此可計算前置放大器的放大倍數(shù)為：</p><p>

36、;<b>　?。?）</b></p><p>　　圖8 前置放大電路實測波形</p><p>　　誤差分析：理論放大倍數(shù)為9.888倍，誤差＝(9.888-9.808)/9.888=0.81%。</p><p>　　由放大器增益的誤差可以看出此電路這部分設(shè)計基本上符合設(shè)計要求。消除了共模干擾，波形無失真，并放大了預(yù)想倍數(shù)。</p>

37、<p>　　2.后級放大電路測試</p><p>　?。?）反相放大器測試</p><p>　　將信號發(fā)生器連接到后級放大器的兩輸入端，設(shè)置信號發(fā)生器使其輸出峰峰值220mV，頻率20Hz的正弦波，觀察輸入輸出端波形如圖9所示。</p><p>　　圖9 反相放大電路實測波形</p><p>　　圖中，通道一(CH1)為輸入波形，

38、通道二(CH2)為經(jīng)過反相放大器放大后的輸出波形。CH1的峰峰值為220mV，CH2的峰峰值為8.80V，且相位反相。</p><p>　　由此可計算反相放大器的放大倍數(shù)為</p><p><b>　　(2)</b></p><p>　　誤差分析：理論放大倍數(shù)為倍，誤差為。</p><p>　　(2)增益可調(diào)放大器測試

39、</p><p>　　將信號發(fā)生器連接到最后一級放大器的兩輸入端，調(diào)節(jié)反饋電阻使其為。設(shè)置信號發(fā)生器使其輸出峰峰值60.0mV，頻率20Hz的正弦波，觀察輸入輸出波形如圖10所示。</p><p>　　圖10 增益可調(diào)放大器實測波形</p><p>　　圖中，通道一(CH1)為輸入波形，通道二(CH2)為經(jīng)過反相放大器放大后的輸出波形。CH1的峰峰值為62.0mV，

40、CH2的峰峰值為3.68V，且同相。由此可計算同相相放大器的放大倍數(shù)為</p><p><b>　　(3)</b></p><p>　　可計算出理論放大倍數(shù)為：</p><p><b>　　(4)</b></p><p><b>　　誤差分析：。</b></p>

41、<p>　　這部分可以通過調(diào)節(jié)反饋電阻放大預(yù)想倍數(shù)，只要準確調(diào)節(jié)，基本符合設(shè)計要求。</p><p>　　6.2信號采集模塊總體測試 </p><p>　　將信號采集模塊各級放大器及濾波器連接起來，使其成為一個整體，用信號采集模塊進行整體測試。受試者站在稱上，將前置放大器的輸入端接在傳感器的輸出端，用示波器測受試者在安靜狀態(tài)下的體動信號波形如圖11所示，本圖中同步記錄了路心電信號

42、作為基準的體動信號波形，通道1即CH1為心電信號波形，通道2即CH2為體動信號波形，可以看出體動信號波形與心電信號同步，且滯后于心電信號波形。由圖可以看出，由信號采集模塊采集到的體動信號波形比較清晰，W波群顯而易見，J波峰值能清晰辨認，采集到的心震波形具有周期性，并且與心電信號同步。說明信號采集模塊裝置的合理性。</p><p>　　圖11 同步心電信號和體動信號波形圖</p><p>&

43、lt;b>　　附錄</b></p><p><b>　　實驗成果展示</b></p><p>　　本文設(shè)計的系統(tǒng)硬件平臺如圖12和圖13所示。</p><p>　　圖12 系統(tǒng)整體硬件平臺</p><p>　　圖13 系統(tǒng)上位機部分硬件平臺</p><p>　?。?）本文設(shè)計的系