基于MSP430FG439的心率测量仪设计Word文档下载推荐.docx
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基于MSP430FG439的心率测量仪设计Word文档下载推荐.docx
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在先进科学技术的推动下,医疗仪器相关技术日新月异,全球医疗仪器的发展朝微小化迈进。
便携式、低功耗的心率计会越来越受到人们的青睐。
长期以来,各种静态的、动态的、随身携带的、远程遥控的心率计已相继问世。
由于心率及心率变异是临床心血管疾病诊断所需要的重要生理参数,有关心率及心率计的探究一直以来成为医学、电子学、工程技术领域科研工作者们的涉足焦点。
在国外到06年底,已开始研究可配戴式心率计、植入人体式心率计。
国内的心率计产品由于受到相关科学技术水平及生产设备的限制,功能和集成度都不及国外。
目前心率计用于临床,根据心率变异监测分析疾病。
但多功能、便携式的适合社区家庭用的心率计还比较少。
美国德州仪器公司生产的MSP430系列单片机,也凭着低成本、低功耗、面向控制、抗干扰能力强等优势在便携式医疗器械、手持仪器仪表等领域中有很好的应用和发展。
便携式、低功耗主要是通过选用有丰富的内部资源和强大的信号处理能力的低功耗器件MSP430FG439处理器来实现的。
这种心率计能实现现场采集并显示,功耗低且体积重量较同类产品更小巧轻便。
1.1.2本设计的研究目的及意义
通过做该课题可以学习掌握心率测量的原理、方法、实现过程;
掌握嵌入式系统的设计调试过程;
学会相关EDA软件开发工具、专用集成开发平台的使用;
能较全面融合电路、电子技术、信号采集与处理、程序设计等大学四年所学知识。
这有助于我电气自动化知识的深入理解、巩固电子学基础,同时能理论联系实际提高自己的动手能力。
世界人口老龄化及富裕化的趋势,为医疗消费支出增长提供了可能,同时也为医疗器械行业的发展奠定了基础。
现代医学对疾病的预防和治疗在很大程度上依赖于先进的医疗设备的诊断。
现代的医学电子仪器已不仅仅是单纯的医学电子计器硬件系统,而应该是基于电子技术、计算机技术、数字信号处理技术的生理量检测和分析系统,本设计把生理量的测量和生物信号处理技术融合为一体。
目前国内的心率计能同时完成心率测量和心电信号检测的便携式低功耗产品还不多,主要是由于国内相关科学技术水平及生产设备相对落后。
随着国内医学与电子业的发展,研究设计出一种具有性能可靠,成本低廉,抗干扰能力强,体积小,重量轻,携带方便等特点的心率计将有很好的发展前景。
心率仪通常作为心电机的一部分,人们为了知道自己的运动或劳动强度是否超负荷,尤其是老年人或运动员等,他们都得赶到医院而不能实时测量和预知。
为了实现人人能享受基本医疗保健的目标,把过去的以医院为轴心的医疗服务体系过渡到以家庭为基础的社区卫生服务体系已成为必然趋势。
所以便携式医疗仪器已相继问世。
本课题所研制的心率计就属于一种集轻型化、一体化、可视化、可控化等优点并能同时它适合在家庭和社区条件下使用。
1.2论文的主要内容
论文将介绍心率计设计的方案选择与软硬件的设计。
全文共分为四章,本章介绍了心率计的研究现状,本课题的选题目的与意义;
第二章介绍了心率及心电参数测量的理论基础,并通过对心率计设计的每个模块进行方案论证与器件选择,提出系统的总体设计方案;
第三章介绍了各单元模块的硬件电路设计与实现;
第四章介绍了心电信号处理及心率值计算的算法,给出了各子模块的程序流程图,最后总结了整个设计完成的主要工作以及有待改进的地方。
2心率计设计的方案设计
2.1心率与心电参数测量的理论基础
2.1.1心率及心率值测量
心率指每分钟心跳的次数,以第一心音为准。
正常成人心率为60~100次/min,大多数为60~80次/min。
女性稍快,3岁以下的小儿常在100次/min以上,老年人偏慢。
成人窦性心律的频率超过100次/min(一般不超过160次/min)或婴幼儿超过150次/min者,称为窦性心动过速(sinustachyeardia)。
成人窦性心律的频率低于60次/min(一般不低于40次/min)者,称为窦性心动过缓(sinusbradycardia)。
人体的生理信号属于强噪声背景下的低频微弱信号,是由复杂的生命体发出的不稳定的自然信号。
生理信号从其本身特征到提取方式,都不同于工业工程中的情况。
人体的生物电现象,如心电,脑电,通过电极采用一定的导联方式拾取出来。
各种非电量参数用各种传感器变换成电信号后被拾取。
心率值的测量方法主要有两种:
一种是心电测量,即根据心电图上相邻二次波形之间的间隔时间来计算心率值;
另一种是脉搏测量,通常心脏的跳动与脉搏的跳动是同步的,因此只需测出脉搏跳动次数就可以知道心率值。
测量脉搏是通过记录处理脉搏传感器发出的指脉电信号来实现的。
试验表明,根据心电信号测量心率值的可靠性较强。
因此本设计通过电极提取体表心电信号来测量心率,并选用标准Ⅰ导联获取心电信号。
生物电引导电极实际是完成人体和测量系统之间的界面作用。
在人体内,电流靠离子传导,属于离子导电,而在测试系统内是电子导电。
通过引导电极,把离子电流变为电子电流,所以电极实际上起了一个换能器的作用。
2.1.2心电信号的特性
(1)微弱性
从人体体表拾取的心电信号很微弱,一般只有10uV~4mV。
要检测如此微弱的信号,必需设计出合适的心电信号检测放大电路,同时必需进行滤波等抗干扰技术处理。
(2)低频特性
人体心电信号的频率比较低,频谱范围为0.05~250Hz。
(3)不稳定性
人体与外界有密切的联系,内部各器官间存在相互影响,所以,无论来自外部或内部的刺激,都会使使人体心电信号发生相应的变化。
因此,在对心电信号进行测量、分析和处理时,应该注意到它是随时间变化的信号,应按其频谱特性,选择适当的放大系数和显示记录装置。
(4)随机性
人体心电信号是反映人体机能的信号,它是整个人体系统信息的一部分。
由于人体的不均匀性以及可接收多通道输入,信号易随外界干扰而变化,从而使心电信号表现出随机性。
不过,如果对心脏自发放电的时间空间构型进行统计分析,就可以发现放电的内在规律。
因此,这种随机现象服从统计规律。
在心电信号的测量中,既要注意到它的随机性,又不可忽视其内在的规律性。
2.1.3心电信号的提取方法
现代心脏电生理学的深入研究为临床心电学的发展奠定了理论基础。
为了从不同角度反映心肌的去极、复极过程,从而诊断各种心脏病及病变的部位,因此,采用了不同的体表电极连接方式记录心电。
临床上为了统一和便于比较所得的心电图波形,对描记的心电图电极位置和引线与放大器的联接方式有严格统一规定。
人们将这种电极联接系统和测量记录下的心电称为心电图导联系统(简称导联)。
目前,临床应用的是标准十二导联,分别为:
Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVR、aVL、aVF、V1~V6。
Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ导联又叫做标准肢体导联,电极安放位置以及与放大器的连接为:
Ⅰ导联:
左上肢接放大器正输入端,右上肢接放大器负输入端;
Ⅱ导联:
左下肢接放大器正输入端,右上肢接放大器负输入端;
Ⅲ导联:
左下肢接放大器正输入端,左上肢接放大器负输入端。
用体表电极测量的心电信号幅度值范围为10uV-4mV(典型值1mV),频率范围为0.05Hz-250Hz。
不同导联方式会记录到不同的心电图,在波形上也有所不同,但基本上都包括一个P波、一个QRS波群和一个T波,有时候在T波后,还出现一个小的U波。
P波代表左右两心房去极化过程的电变化波形,历时0.08-0.11s,波幅不超过0.25mV。
QRS波群代表左右两心室去极化过程的电位变化。
典型的QRS波群,包括三个紧密相连的电位波动,第一个向下的波为Q波,以后是高而尖峭的向上的R波,最后是一个向下的S波。
在不同的导联中,这三个波不一定都出现。
正常的QRS波群历时约0.06s-0.10s,代表心室肌兴奋扩散所需的时间,各波波幅在不同导联中变化较大。
T波反映心室复极化过程中电位变化,波幅为0.1-0.8mV,历时0.05s-0.25s。
对正常人的心电图进行频谱分析,得到QRS波的80Hz-100Hz的谐波分量总和在在幅度上仅仅占R波幅值的3%以下,100Hz以上的谐波分量更微弱。
QRS的中心频率在12Hz-18Hz范围内。
2.1.4心电信号前置放大器设计的要求
由于心电信号的特殊性以及采用电极的提取方式,对心电放大器前置级有一定的要求。
由于人体的心电信号有微弱、低频、易受干扰、不稳定、随机等特点,因此对心电放大器的设计有很苛刻的要求。
(1)增益
由于心电信号非常微弱,只有10uV-4mV,而心电放大器增益的常规设计要求心电在正常输入时,即输入为1mV时,输出电平达到1V左右使后极A/D转换器的量化误差减小,分辨率提高,所以心电放大器的放大倍数很高,为1000倍左右。
为抑制电路的零点漂移,进一步提高共模抑制比,要求放大电路必须分两级实现,前置放大器的增益不能太高。
(2)频率响应
由于人体心电信号的频谱范围为0.05~250Hz,所以要求心电放大器在此频率范围内必须不失真地放大所检测的各种心电信号,为了减少不需要的带外噪声,心电信号用高通和低通滤波器来压缩通频带,同时必须设计抗50Hz工频干扰电路。
这样,经过心电放大器的心电信号才具有可靠的诊断价值。
(3)高输入阻抗
心电放大器输入阻抗的设计取决于人体的阻抗特性,所使用的电极类型以及与人体的接触界面。
心电放大器通过电极连接到人体身上。
由放大器的输入端向人体方向看去,从电极、皮肤(角质层、粒层、汗腺)、组织液到心脏外壁形成了信号源阻抗,这个源阻抗可看作由一组串并联的电阻及电容组成。
在低频的情况下,这个源阻抗为纯电阻Rx。
显然它包括人体电阻(R)、皮肤电阻及电极与皮肤的接触电阻(R0),那么电阻Rx=R+R0(R0>>R)。
人体内组织液是一种电解质,所以R与组织液离子浓度有关。
R0不仅与皮肤和电极接触松紧有关,还与皮肤的干湿、清洁度及每个人角质层的厚薄有关。
且理论上源阻抗、电极阻抗都是信号频率的函数,随频率的增加而减小。
如果放大器的输入阻抗不够高(与源阻抗相比),则造成信号的低频分量的幅度减小,产生低频失真。
信号源(人体)本身是高内阻的微弱信号源,通过电极提取又呈现出不稳定的高内阻源性质。
信号源阻抗不仅因人而异,因生理状态而异,而且在测量时,与电极的安放位置、电极本身的物理状态都有密切的关系。
源阻抗的不稳定,将使放大器电压增益不稳定,从而造成难以修正的测量误差。
所以只有较高的输入阻抗,才能确保增益的稳定性。
设两个电极与皮肤的接触电阻为Rs1、Rs2,如果Rs1不等于Rs2,不可避免的就会把共模干扰信号转化为电路无法克服的差模信号。
只有增大心电放大器的输入阻抗,才能减少其影响。
此外,由于心电放大器的测量对象是人体,易受工频、射频等干扰,只有提高输入阻抗,才能有效地抑制这些干扰。
信号源阻抗一般在数KΩ至数十KΩ之间,心电放大器的输入阻抗应该比源阻抗高两个数量级。
高输入阻抗同时也是放大器高共模抑制比的必要条件。
(4)高共模抑制比
电极与皮肤接触引起的极化电动势可作为直流共模干扰输入到心电放大器,其值可能达到数百毫伏的程度,远比心电信号大得多。
而且心电信号的探测要受到现场很多电气设备运行时的干扰,尤其是市电的共模干扰,还有其他共模干扰常把微弱的心电信号淹没。
共模抑制比(CMMR)是衡量心电放大器对共模干扰抑制能力的一个重要指标,也是克服温度漂移的重要因素。
为了防止心电信号的输出被淹没在50Hz、电极极化电压或其他共模干扰电压之下,一般要求CMRR值至少为60dB—80dB,最好在80dB以上。
(5)低噪声、低漂移
在心电放大器中,由于增益较高,噪声和漂移是两个较重要的参数。
心电放大器运行过程中的噪声主要表现为电子线路的固有热噪声和散粒噪声,这都属于白噪声,其幅值成正态分布。
为了获得一定信噪比的输出信号,对放大器的低噪声性能有严格的要求。
所以在设计心电放大器时应尽量选用低噪声元件,以降低噪声并进一步提高输入阻抗。
放大的低噪声性能主要取决于前置级,正确设计放大器的增益分配,在前置级的噪声系数较小时,可以获得良好的低噪声性能。
另外,温度变化会造成零点漂移,心电放大器基线漂移本质上是由于心电放大器的输入端引入了直流电压增益的缘故,电极和皮肤间接触电阻、电极本身电阻的变化和电极电位的改变都会增大基线漂移。
漂移现象限制了放大器的输入范围,使得微弱的缓变信号无法被放大。
而心电信号具有很低的频率成分,为了能正常的测量,必须采取措施来限制放大器的漂移。
所以放大器应选用低漂移、高输入阻抗并具有高共模抑制比的集成运放电路。
一般采用差动输入电路,利用了电路的对称结构,通过对元器件参数进行严格挑选,能有效抑制放大器因温度变化而造成的零点漂移。
总的来说,一般心电放大器的设计有如下要求:
增益为800~1000左右;
频率响应为0.05~250Hz;
高输入阻抗;
共模抑制比大于80dB;
低噪声、低漂移。
另外,考虑到心率计的便携特性,所以在选择放大器时,同时要考虑到其功耗及体积的特性,以便更好地降低整机的功耗和体积。
2.2心率计器件的选择
2.2.1心率计的总体方案设计
本设计主要特点是突破以往传统体积大不便携带、功耗高、抗干扰能力不理想的心率计的设计。
系统主要由微处理器、电源、数据采集与预处理、LCD显示等部分组成。
为了实现研究内容,在设计中选用低功耗、强大处理能力的MSP430FG439MCU和已经完美匹配及相应的平稳的增益电阻的INA321差分放大器作前置放大器。
电极采集到的体表心电信号经前置放大后,通过MSP430FG439片内模拟运放进一步放大并反馈到片内的模数转换器ADC12内进行采样,采样后的心电信号分别通过低、高通滤波得到没有干扰的QRS波群,经过算法程序处理后在LCD上显示每分钟的心率值。
电源和时钟将分别为MSP430FG439提供3.3V电压、基准时钟脉冲。
JTAG接口部分主要完成单片机和PC机的互相通信。
系统主要由微控制器(虚线框内)、电源、JTAG接口、数据采集、处理和显示部分组成,其系统原理框图如图2-1所示。
图3-1系统原理框图
2.2.2微控制器的选择
由于本设计主要是突破以往传统体积大不便携带、功耗高、抗干扰能力不理想的心率计的设计,因此在选择单片机时应该考虑其体积、外围模块、功耗等特点。
51系列单片机体积相比较而言较大,工作电压一般为5V、片上外围模块不够丰富且一般FLASH只有4K;
AVR单片机最低器件工作电压为2.7-6.0V,一般耗电1-2.5mA,FLASH有16K;
而MSP430单片机体积小、功耗低(1MHz,2.2V时工作电流为225uA)、片上外围模块丰富且FLASH有60K。
MSP430FG439单片机超低功耗的特点能够降低系统的功耗,适合用于手持式电池供电的系统中。
因此本设计采用TI公司的MSP430FG439单片机,它采用RISC精简指令集,除了以上优点之外还具有指令执行周期短、数据处理速度快、系统工作稳定、开发环境方便高效等优点。
MSP430FG439具有60KB+256B的FLASH存储器和2K字节的RAM,主要由以下几部分组成:
基本时钟模块;
可用做通用定时器的看门狗定时器WatchdogTimer;
带有3个捕捉/比较寄存器的16位定时器/计数器Timer_A;
带有3个捕获/比较寄存器的16位定时器/计数器Timer_B;
6组8位并行输入/输出端口:
P1、P2、P3、P4、P5与P6,其中P1、P2口具有中断功能;
基本定时器1;
3个可编程模拟运放;
可实现精密的斜坡A/D转换的比较器A;
支持12位快速模数转换的ADC12模块;
输出精度为12位的数模转换器;
高达128段的集成LCD驱动程序;
掉电保护功能与电源电压监控器;
两个多通道脉宽调制计时器。
MSP430FG439具有一种活动模式和五种软件可选的低功耗运行模式。
一个中断事件可以将芯片从五种低功耗模式中的任何一种唤醒,响应中断请求,中断程序完成后回到相应的低功耗模式。
低功耗状态下需要给LCD提供时钟系统,需要ACLK保持活动,其它时钟没用可以关闭。
本设计中采用低功耗模式0,CPU关闭,ACLK和SMCLK保持活动,MCLK停止,锁相环FLL+活动。
2.2.3显示模块器件选择
单片机应用系统中,显示器可以反映系统工作和运行结果,是单片机与人对话的输出设备,在系统中占有相当重要地位。
常用的显示有两种:
LED和LCD。
LED显示的硬件电路设计简单、价格便宜,缺点是显示消耗的电流较高,体积大,在低功耗手持式仪器中很少使用。
LCD显示具有功耗低、体积小等特点,越来越多地应用于以单片机为核心的便携式仪表和测试仪中。
采用LCD来显示计算出的心率值,可降低系统功耗。
LCD按照显示的方式可以分为段式、字符点阵式、图形全点式等。
字符点阵式与图形全点式LCD电路连接简单,但是软件设计复杂;
段式LCD需要专门的
驱动电路,编程设计方法与LED相同,相对较为简单。
MSP430FG439单片机内部集成有LCD驱动模块,本次设计中采用段式LCDT218010显示。
MSP430FG439液晶驱动模块的主要特点有:
(1)具有显示缓存器。
(2)所需的SEG、COM信号自动产生。
(3)具有静态驱动、2MUX驱动、3MUX驱动、4MUX驱动等四种驱动方式。
(4)可配置四种扫描频率(1024Hz,512Hz,256Hz,128Hz)。
(5)段输出端口可以切换为通常输出端口。
(6)显示缓存器可作为一般存储器。
(7)用ACLK经BasicTimer产生频率。
2.2.4前置放大器的选择
由于心电信号的特殊性以及通过电极的方式提取,对心电信号前置放大器的选择有一定的要求,应考虑放大器的增益、频率响应、输入阻抗、共模抑制比以及漂移噪声等因素。
心电信号前置放大器一般使用AD620差分放大器,工作电压范围为
2.3V-
18V,功耗低,最大电流为1.3mA;
增益范围为1-1000,增益设置由外部电阻决定;
共模抑制比最小为100dB(增益为10时);
带宽为120KHz(增益为100时);
输入偏移电压最大为50uV,最大偏移电流为1nA,最大漂移电压为0.6uV/℃。
TI公司的INA321差分放大器工作电压范围为2.7V-5.5V,静态电流40uA,关闭状态电流小于1uA;
增益设置由外部电阻决定;
共模抑制比为94dB;
带宽为500KHz;
电压偏移量为
200uV,偏移电流10pA;
宽温度范围-55℃-125℃。
本设计的整体设计着重考虑功耗低,抗干扰能力强,体积小,重量轻,携带方便等特点,因此相比而言INA321差分放大器在单片机的工作电压下工作更稳定,偏移电压、偏移电流值更小,更适合用于心电信号的前置放大。
3心率计系统的硬件设计
3.1MSP430FG439核心系统的硬件设计
本设计采用Protel99SE软件完成电路图的绘制以及PCB板图的绘制。
Protel设计系统就是一套建立在IBM兼容PC环境下的电子设计自动化(EDA,ElectronicDesignAutomation)电路集成设计系统。
Protel99SE是Protel公司在2000年对Protel99进行加强改良后推出的。
与Protel99相比,该软件在印刷电路板设计系统方面有了较大的改进。
使用该软件可将电路设计中的各种工作都交由计算机来协助完成。
如电路图的绘制、印刷电路板文件的制作、使用可编程逻辑元件完成电路设计、执
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