1、2011-2012德州儀器C2000及MCU創新設計大賽項目報告題 目： 基于MSP430和3G傳輸的便攜式心電監護儀 學校： 上海交通大學 組別： 本科組 應用類別： 低功耗應用類 平臺： MSP430 題 目： 基于MSP430和3G傳輸的便攜式心電監護儀 摘要醫療設備向著便攜和無線網絡化兩個趨勢發展，本課題基于MSP430FG439對心電采集傳感器進行了開發，并利用3G傳輸模塊實現了心電信息的遠距離無線傳輸。本裝置實現了人體心電采集、波形顯示和心率計算。得到的心電波形特征波明顯，能夠進行相關疾病的判斷，具有功耗低、體積小、精度高、使用方便等特點。Portable and wireless

2、 networks are the two significant trends of development for medical instruments. So, in our research, we focus on the development of the wireless ECG (Electrocardiograph) sensor. This system is based on the MSP430FG439 microprocessor and use 3G technique to realize the function of the remote transmi

3、ssion of ECG. Using this system, we have achieved ECG signal collection, waveform display and heart rate calculation. Its possible to diagnose some heart diseases based the obvious waveform characteristic points. The final system has the character of low power, small size, high precision and easily

4、used.1. 引言隨著生活水平的提高，人們對自身健康的關注度也越來越高。在現代社會，心腦血管疾病已經超越腫瘤，成為威脅人類生命的一大重要因素。據世界衛生組織2005年報告，心血管疾病（CVDs，Cardiovascular Diseases）為全球人口死亡最主要的原因，占總死亡人數的30%。心臟相關的疾病有其特點：其表現出來的被病人察覺的癥狀，如心痛，心悸，呼吸暫停等，都是較為短暫的。當病人察覺到不適而前往醫院進行檢查時，這些特征已經不再了；更有甚者，直到發病都沒有任何明顯的癥狀。也正是因為這樣，心血管疾病也被人們稱為“沉默的殺手”或者醫學上所說的“無癥狀殺傷者”（Silent killer

5、）。此外，某些心臟疾病如果沒有得到及時的發現和治療，其導致的結果往往是致命的。隨著人們對心臟研究的深入以及科學技術水平的發展，通過心電監護的手段來對心臟相關疾病的預防和診斷已得到普遍的應用。心電檢測被認為是最直接，有效的心臟疾病檢測方法，也正是因為這樣，心電檢測已成為各大醫院的例行常規檢查之一。所以，方便有效的心電監護手段是人們研究的熱點。基于嵌入式系統的無線便攜式心電監護裝置則是一個很好的解決方案。無線技術的應用使患者可以擺脫各種數據傳輸導線的限制。可以說建立無線的生理參數監護系統已經成為一種必然趨勢。為了開發便攜式心電采集系統，本課題根據系統的基本要求選擇了比較合適的微控制器和無線發射芯片

6、，在一定程度上解決了系統功耗的要求。低功耗的設計除了硬件上有一定的體現外，軟件層次的低功耗設計也十分重要。其次，因為該裝置隨后是面向普通人群（非專業人員），這就對易用性，直接性提出了要求，這就要求系統有著友好的人機界面，以方便用戶的使用。同時，信號的質量是整個系統最為關注的，如何最大程度上保留有效信號，去除干擾信號毋庸置疑是系統研究的重點。總的來說，在本設計中，擬解決的問題如下：（1）采用干電池對系統進行供電，在硬件和軟件層次盡量降低系統的功耗，實現有效的電源管理。（2）軟件結合硬件，提供良好的人機交互界面，使操作方便。（3）從硬件和軟件兩個方面，對信號進行有效的處理，使最后的心電數據可以用于

7、一定疾病的診斷。2. 系統方案 在本設計中，心電信號的采集和放大部分以TI公司的INA321為核心。微控制器則選用TI公司的MSP430系列超低功耗單片機MSP430FG439，其集成的外圍設備OA（Operational Amplifier）對信號進行放大和濾波處理，ADC（Analogue to Digital Conversion）可以提供心電數據的模數轉換。數據在經過軟件處理后可以在點陣LCD（Liquid Crystal Display）上顯示同步的心電波形和簡單心電診斷結果，如心率等。同時通過串口將心電信息發送給3G模塊從而完成無線傳輸。系統整體設計如圖2-1所示：MSP430FG

8、439無線傳輸點陣LCD顯示心電信息前置差動放大（INA321）OA主級放大AD轉換ECG信號軟件濾波圖2-1 系統整體設計圖3. 系統硬件設計ECG信號是一種低頻率的微弱雙極性信號，信號的主要成分集中在0.05150Hz，幅度為10uV4mV（典型值為1mV）。此外，ECG信號中往往還混有其他的生物電信號，加上體外的50Hz工頻干擾，儀器內部噪聲和一起周圍電場、磁場、電磁場的干擾等等。上述的種種因素使得心電噪聲比較強，為采集和測量帶來了一定的困難。這就對放大電路提出了一定的性能要求。在參考已有的成功設計及印刷電路板（PCB，Print Circuit Board）設計的一般規則的基礎上進行本

9、課題的研究。總的來說以功能作為分界標準，模塊化設計了硬件電路。MSP430FG439RF模塊接口點陣LCD接口電源電路指示燈放大模塊(INA321)兩個按鍵測量點1測量點2JTAG接口電路串口電路圖3-1 電路板基本布局下面按各功能模塊對硬件部分進行介紹。3.1 前置放大電路在心電測量中，需要考慮的干擾主要有：（1） 工頻干擾；由市電頻率產生的電磁干擾，分布在測量環境中，我國工頻為50Hz； （2） 人體的靜電干擾，它的存在可能使放大器飽和，從而導致其不能正常工作； （3）射頻電磁干擾，尤其在本設計中涉及到了無線傳輸； （4）肌電和呼吸干擾，這將導致基線漂移； （5）此外，在本設計中出于方便考

10、慮，擬用雙手作為心電信號采集點。本設計中采用TI公司微功耗放大器INA321（40uA功耗）。INA321是一款僅有40uA微電流功耗，可以對差分輸入信號進行放大的軌至軌輸出的CMOS儀表放大器。有著0.02%的增益精度；94dB的共模抑制比，滿足心電測量的信噪比的要求；500kHz的帶寬；偏流電流僅為10pA。此外改芯片還很好地滿足了低功耗的設計：可以通過外部電路使之進入待機模式，在待機模式下僅1uA的電流損耗，并且可以在微秒級的時間內恢復到正常的工作模式。INA321的增益可以通過外部電阻進行配置，在本設計中，出于心電電生理信號的特點的考慮，選擇5倍的增益。對于INA321，采用單級供電，

11、正極與地直接由0.1uF的電容相連，兩節干電池供電。儀表放大器的增益可由外接電阻R1和R2進行調節，具體增益公式如下： （3-1）此處，選擇R1開路，R2短路，即1引腳和6引腳短路而和5引腳開路，滿足5倍增益的條件。INA321芯片可以滿足低于0.1%的放大精度誤差。此外，對于單級供電的芯片，對輸入信號有一定的要求，但人體心電信號為一有正有負的信號，所以選擇對輸入信號進行直流調制，將輸入信號加載在一定的直流電壓上，通過MSP430內部的DAC給1.5V的直流電壓，通過高精度2M的電阻將電流抑制在安全范圍內，并提供適合的直流偏置（心電信號的幅值一般在1mV），同時也提供了高輸入阻抗。兩路信號分別

12、通過2引腳VIN-和3引腳VIN+輸入芯片，根據人體左右手電位高低，將左手作為低電位輸入，而右手作為高電位輸入（后續主級放大進行了翻轉）。INA321對輸入有保護作用，可以防止輸入的電壓超過供電電壓500mV。為保證輸入端的電流小于10mA，可以添加保護電阻。本設計中，在人體與信號輸入端加上了高精度的100k的電阻，這是出于安全的角度考慮，防止電路中的漏電流過大而對人體造成傷害，此外也有效地提高了輸入阻抗。INA321的低功耗設計體現在其8引腳上。它提供掉電模式，設計中將該引腳與MSP430的一通用I/O口（P1.4）相連，通過I/O口控制8引腳電平的高低。高電平則儀表放大器出于正常工作狀態，

13、在低電平的條件下，INA321即進入掉電模式，此時只有不到1uA的電流，儀表放大器輸出出于高阻抗的狀態。此外，放大器可以在毫秒級時間內從睡眠狀態內恢復，很好地滿足設計的需要。INA321的偏置電壓雖然已經很低，但考慮到仍有直流電流的存在，可能會引起后續放大電路的飽和，所以選擇了外部偏置調節，通過一個運算放大器將輸出的直流偏量反饋到5引腳。這樣保證了輸出信號的無直流偏置，這樣，如果輸入信號有直流量的變化，電路也可以在一定時間內予以反饋。實際應用中，由于人體阻抗并不是固定值，這樣的設計在一定程度上對基線漂移有抑制作用。采用Protel 99SE軟件作圖，原理圖如下圖所示。圖3-2 前置放大Prot

14、el 原理圖3.2 主級放大電路 經過差模放大的信號，利用MSP430FG439內部集成的運算放大器對信號進行進一步的放大，同時完成對信號的高通濾波處理。MSP430內部的運算放大器可以直接軟件配置放大而無需任何外接電路。但在本設計中，由于主級需放大100倍，僅靠內部的電阻是無法完成的，所以電路設計時仍加上RC放大濾波電路來實現主級放大。內部OA的輸出同樣是可以通過軟件配置的，在本設計中，主級放大濾波后的模擬信號直接進行AD轉換，這樣就可以利用MSP430內部OA的優勢，選擇輸出方向為內部ADC的信號輸入端，這樣就簡化了設計。在本設計中，用到了其中的兩個運放。除了主級放大外，在前置放大電路中曾

15、提到的反饋電路中用到的運放也是MSP430內部集成的。其Protel原理圖如下所示：圖3-3 主級放大Protel 原理圖其中，濾波轉角頻率： （3-2）濾除了電路中可能存在的高頻成分。主級放大倍數由R19和R18決定，放大倍數： （3-3）實際測試時，由于選用的信號發生器在低端不穩定，可能會有上下幅度的波形。但根據測量結果，可以肯定其放大增益是滿足要求的。測試結果如下圖所示：圖3-4 放大輸出信號-頻率圖 下圖中為5Hz和25Hz的輸出信號幅頻圖，從中可以看到模擬電路中經放大后僅存在部分工頻干擾，其余噪聲成分很少。圖3-5 5Hz和15Hz輸出信號幅頻響應3.3 AD采樣電路MSP430內部

16、集成有12位ADC采樣模塊ADC12，ADC12支持快速的12位模數轉換。ADC12模塊包括12位的SAR核，采樣選擇控制，標準信號發生器和一個16字（word）的轉換控制緩沖區。緩沖區允許多達16路獨立的ADC采樣數據同時進行轉換和存儲，上述過程并不需要CPU的介入，也就是說ADC12的采樣，轉換和存儲均不需要占用CPU。作為高分辨率的ADC，合適的印刷電路板的布局和接地技術可以有效地減少接地回路、不需要的寄生效應和噪聲。當A/D中的回流流經其他模擬或數字電路就會產生接地環路。這種接地環路可能會引起不希望產生的偏置電壓，該偏置電壓會疊加在ADC的參考或輸入電壓上。所以考慮在參考電壓端加上電容

17、的設計，以減小該偏置電壓。圖3-6 Protel ADC原理圖在前文中已經提到經過放大濾波處理的信號可以通過軟件設置，使其內部與ADC12的輸入端相連，所以A/D轉換模塊幾乎沒有外接電路。詳細內容將在軟件部分予以說明。3.4 數據傳輸部分經過AD轉換后，微控制器可以對心電數據進行進一步的處理。處理后的數據可以通過LCD在本地顯示，也可以通過串口將數據傳輸給3G模塊，實現無線傳輸。（1）串口傳輸模塊：在本設計中，為簡化設計采用RS-232串口通信。為了滿足RS-232標準的負邏輯，可以使用電平轉換芯片進行電平轉換。MAX3221可以滿足電路設計的要求，實現數據的串口傳輸。但在本設計的應用中發現，

18、由于串口通信中的GND與電路板的GND相同，當與PC機通信時，PC機的地會對電路板中的信號產生干擾，生理電信號被噪聲淹沒，無法辨別。鑒于此，對串口通信電路進行改進，加上光電隔離防止信號間的相互干擾。該部分電路設計中，核心芯片為兩個6N136光電隔離芯片。光耦合器以光為媒介傳輸電信號，這樣將輸入和輸出有效地隔離，防止信號間的相互干擾。其工作的基本原理簡單來說是這樣的，輸入的電信號使內部的LED燈發出一定波長的光，光探測器因而產生對應的光電流，光電流放大后作為輸出信號輸出。采用光電隔離，一方面可以達到很好的信號隔離效果，另一方面，由于光電耦合器輸入端屬于電流型工作的低阻元件，有很強的共模抑制能力，

19、可以提高信噪比，提高通信的可靠性。（2）3G傳輸模塊：無線傳輸模塊采用基于MC703-EVB平臺的華為MC703 CDMA EV-DO模塊。通過RS-232串口與主板進行連接。華為MC703支持800/1900MHz頻段通訊；內嵌TCP/IP協議；豐富的人機交互接口，簡單易用；語音/短信/傳真/CDMA/EV-DO數據高速傳輸；支持標準的AT指令集和華為擴展的AT指令集，工作溫度范圍達到-30到75。圖3-7 華為7033.5 點陣LCD電路為實現友好的人機界面，在電路設計中添加了LCD。在此選用瑞特公司的128×64點陣LCD。 圖3-8 128×64點陣LCD（左側為正

20、面視圖，右側為反面視圖）RT12864CT是一種圖形點陣液晶顯示器，它主要由行驅動器/列驅動器及128×64全點陣液晶顯示器組成，可完成圖形顯示，也可以顯示8×4個（16×16點陣）漢字。其與MSP430連接如圖所示，其中19和20引腳為LED背光板供電，由于在現階段的設計中LED背光并不是必要的，所以在設計中將19和20引腳懸空。由于LCD電源要求的限制，即5V供電，不能與電路中其他元件一起供電，所以采用分開供電的設計。在后面的設計中，可以采用專門的電源轉換芯片來對電路中不同電平需要進行供電。圖3-9點陣LCD電路原理圖3.6 JTAG電路JTAG調試接口用于對

21、MSP430程序的燒入和調試。在本設計中采用的調試仿真器為FET430UIF。在MSP430Fx4xx系列單片機中，調試接口采用的是四線JTAG接口。分別為：TMS（模式選擇）、TCK（JTAG時鐘信號）、TDO（數據輸出）、TDI（數據輸入）。3.7 其他電路設計（1）電源電路設計：本設計采用兩節干電池供電，在現階段的設計中并沒有添加復雜的穩壓電路，只是簡單地在電源與地之間串聯上電容以減少接地環流。此外，對MSP430的模擬部分和數字部分的供電用電容和小電阻分開以減小干擾。在電路設計中，將數字電路和模擬電路的地分開對減少噪聲干擾有很大的幫助，盡管在本設計中基本為低頻電路，仍然將模擬地和數字地

22、分開。在MSP430中，對外的引腳已經就模擬地和數字地分開，在本設計中，將點陣LCD，射頻收發器和其他部分電路地分開。在接地方式上，理論上講對于低頻電路最好采用一點接地的技術，但在實際應用過程中發現一點接地的方式相對比較復雜，所以折中后仍采用多點接地的方式。（2）其他電路：在電路設計中，還包括按鍵設計、LED指示燈設計。兩個按鍵采取按下高電平有效的設計方式與通用I/O口相連，同樣發光二極管也通過電阻與通用I/O連接，這樣在軟件中添加相應的程序就可以進行按鍵和LED控制。在MSP430芯片的背面設計了8個小孔防止單片機溫度過高。單電源供電的設計是現在電路設計的趨勢，盡管單電源設計使得供電變得簡單

23、，但同時對電路設計提出了要求，尤其是信號有正有負的情況。在本設計中，參考TI的用戶應用文檔，利用MSP430內部的D/A模塊提供直流電壓對輸入信號進行調制以滿足單電源供電的信號處理。MSP430的時鐘源選用低頻晶振LFXT1，為32.768kHz。4. 系統軟件設計4.1 主要程序流程圖系統軟件部分主要實現的是MSP430單片機外圍設備的初始化、AD采樣后的心電數據的進一步處理以及操作界面設計。此外通過合適的程序設計，達到低功耗的設計要求。軟件流程圖如下所示：圖4-1 主程序流程圖4.2 點陣LCD顯示在本設計中，將采集到的心電波形在點陣LCD上顯示，通過對點陣LCD的代碼編寫，實現操作界面和

24、動態波形的顯示。下圖是程序補點的示意圖，黑色的為原始數據點，顯然這樣直接顯示的波形時不連續的，所以要在幅值相差較大的兩點間進行補點（灰色）操作。圖4-2 波形顯示補點算法示意圖4.3 濾波算法 如硬件設計部分中分析，經AD采樣后的數據盡管噪聲得到了一定的抑制，但仍有50Hz的干擾，在心電測量時必然還有其他信號的干擾，所以軟件濾波是必然需要的。在本設計中，僅對心電數據進行低通濾波處理，采用FIR，窗函數濾波方法，將30Hz以上的信號濾除，保留有效的心電頻率數據。對經過低通濾波算法后的數據分析如下：圖4-3 軟件濾波后輸出-頻率圖圖4-4 15Hz和50Hz軟件濾波后頻譜圖從圖表中可以看出，對低頻

25、成分該濾波器予以了放大。實際上，在35Hz附近，FIR低通濾波器才開始對數據進行真正的衰減，基本上可以濾除一些高頻噪聲干擾，尤其是50Hz工頻干擾，并保持心電信息。4.4 心率算法軟件中對心率進行計算主要是基于對QRS波中R波的識別來進行的，認為R波的出現與心率是同步的。R點的識別在這里簡單地采用閾值法。在閾值判別之前首先要進行高通濾波，將低頻的干擾去除，與低通濾波器類似，采用長度為17的FIR窗函數濾波。 在心率計算時，設一標志位beat和兩個計數位counter、pulseperiod。Counter和pulseperiod在ADC采到一個點時就加1。這樣在每識別一個R點，將計數位coun

26、ter清零，當counter計數到90時，beat位加1，當beat等于3時，開始計算心率： （4-1）暫時心率計算完成后，將pulseperiod清零，進行接下來的心率計算。該方法認為在出現R點的90個采樣點，即1/4秒內不會再出現下一個R點，也就是說本方法默認心率不會超過240/min。當然，這樣的范圍在正常情況下是認為可以接受的。心率在每三次心跳后更新一次。其算法示意圖如下：圖4-5 心率計算算法圖4-6 心率算法分析注：對采集到的心電波形進行算法的分析如下，其中為輸出的心電信號，為程序進行閾值判斷的數據，為程序中設置的閾值，可以看出對R點的識別準確率是很高的。5. 系統創新（1）便攜式心電檢測的重