基于MSP430FG439的便携式心电仪.docx
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基于MSP430FG439的便携式心电仪
毕业设计（论文）
基于MSP430FG439的便携式心电仪
系别
自动化工程系
专业
生物医学工程
班级
50616
姓名
任海
指导教师
李志刚
2010年6月17日
基于MSP430FG439的便携式心电仪
摘要
传统的心电图机具有价格高、专业性强和各品牌互不兼容的特点。
本文从目前心电图机使用特点和市场需求出发，设计了改心电图机，力图使其使用上便捷、价格上低廉、互换性更好。
本课题主要进行基于MSP430的超低功耗MCU的便携式心电监护仪及其系统的研究。
根据人体心电信号的特征，设计性能优良的心电信号采集变送系统，选用超低功耗16位单片机MSP430FG439和大容量Flash存储器对采集的心电信号进行记录、实时分析及处理，适时显示心率。
整个系统由心电检测电路，心电存储，RS232接口，心电信号传输等几部分组成，各自具有一定的独立性，并可灵活的组合成心电仪监护系统或动态心电存储回放系统。
在硬件设计上，采用高度集成的低功耗16位单片机MSP430FG439作为中央处理器，简化了电路降低了功耗；在心电信号存储方式上，以flash闪存和RS232接口芯片为基础，为心电图机的应用提供了更多的模式与方案。
在软件设计上，采用C语言和汇编语言为MSP430FG439编写了固件程序，实现了心电采集、存储、显示功能。
关键词：
MSP430FG439，心电检测，心电显示，RS232
TheportableECGdevicebasesonMSP430FG439
Author:
RenHai
Tutor:
LiZhigang
Abstract
Thetraditionalelectrocardiogramhasthedefectsofhighprice,intensivespecialy,donotcompatiblebetweendifferentbrands.Thepaperdesignanddevelopanewtypeofdevicebasedonthemarketdemandandusingcharacteristicswhichintendtomakeitlowinprice,easyinuse,goodinchangeability.
TheauthorisengagedinthestudyingandmanufacturingofportableECGmonitorandit’ssystembasedonMSP430ultralowpowerMCU.Accordingtothecharacteristicofhuman’sECGsignal,anexcellentECGsignalsamplingandtransmittingsystemwasdesigned.Furthermore,themonitorusesultralowpower16bitssinglechipmicrocomputerMSP430FG439andbulkFlashmemorytorecord,analysisprocessanddisplaytheECGsignalatrealtime.
TheoverallsystemiscomposedofECGcollectingcircuitstoragepart,RS232interfaceandECGsignaltransmittingandareseparatedtosomeextent．ThesepartscouldbecombinedtoECGmonitoringsystemorECGstorageandplaybacksystem．
Inthehardwaredesign.A16-bithigh-integrated,low-consumptionMCU,MSP430FG439isusedastheCPU,reducingthecircuitanddecreasetheconsumption.FlashmemoryandRS232interfacedevicecomposedthefoundationofthestoragewhichmadeitmoreindesigningandoperatingpossibility.
Inthesoftwaredesign,ClanguageandassemblylanguageareadoptedincomposingfirmwareforMSP430FG439,whichrealizethefunctionthatECGsignalcollectiong,storage,diplay.
KeyWords:
MSP430FG439,ECGdetect,ECGdisplay,RS232
目录
1.绪论1
1.1课题研究的意义1
1.2研究动态2
1.3主要研究内容2
1.4系统总体设计要求3
2心电图的产生和测量4
2.1体表心电图4
2.2心电信号的产生4
2.3各心电波形的含义5
2.4心电导联5
2.5便携式心电仪导联5
2.6心电图机电极6
3心电信号的检测电路设计7
3.1心电信号的噪声来源7
3.2心电信号放大器设计要求7
3.3前置放大电路设计9
3.4低通滤波器10
3.5后级放大电路10
3.6电平提升电路11
3.7右腿驱动电路11
3.8电源电路12
4心电信号处理及接口电路设计14
4.1中央处理单元（MCU）14
4.2A/D转换模块14
4.3通信设计15
4.3.1MAX242芯片简介15
4.3.2接口设计16
4.4数据存储器16
4.4.1芯片选型16
4.4.2所选存储芯片（K9F1208U0M）的特性17
4.4.3K9F1208U0M引脚及连接说明18
4.5液晶接口电路设计18
4.5.1驱动芯片18
4.5.2液晶接口连接19
4.6小结20
5心电信号控制、存储及软件设计21
5.1数据采集21
5.2心电数据存储22
5.3心率显示24
5.4通信接口初始化设置24
结论26
致谢27
参考文献28
附录29
附录A29
附录B34
附录C34
1.绪论
1.1课题研究的意义
早在1887年，Waller用Lippman所制作的毛细管静电计记录到了体表心电图，而心电图的临床应用则始于1903年，荷兰生理学家Einthoven采用弦线式电流计记录人体的心脏电流图，形成了心电图（Electrocardiogram，简称ECG亦称EKG）的雏形，从而开创了心电图学的历史。
一百多年来，心电学理论不断创新，心电图仪器不断改进完善。
随着现代电子技术，特别是集成电路技术和信号处理技术的飞跃发展，现代心电图机正向着小型化﹑多功能化﹑自动化﹑智能化方向迅速发展。
大屏幕液晶显示器的出现，低功耗高性能微处理器的广泛应用，超大容量固态存储芯片技术的成熟以及新型﹑高效ECG数据压缩算法的不断完善。
这些都使得便携式心电图机成为可能。
随着电子技术的迅速发展，医用电子监测﹑监护系统，近年来已在临床中普遍应用。
这类仪器是以心电图为首位监护参数的，所以也称为心电监护。
常规心电图是病人在医院静卧情况下有心电图仪记录下来的心电活动，一般有12个导联，反映了额面和横面上的心电变化，可以从多个角度观察到心脏的活动情况，是心脏病诊断的重要手段之一，但是常规心电图只记录6~100个心动周期，历时仅几秒到一分钟左右只能获得较少有关心脏状态的信息。
一个正常人一天24小时心搏数达10万次以上，在有限的时间内，记录发生心率失常的概率相当低，尤其是一些阵发性心率失常，即使病人有自觉症状，但在做常规心电图检查时也往往难以察觉。
研究发现监测一分钟心电图只能检出10%病人的心率失常，二十四小时则可达85%~90%。
便携式心电图机正好能满足人们二十四小时动态监测心脏的跳动情况，从而能及时发现病变并进行及时治疗，有效的降低突发性死亡率。
其长时间的记录，不但使心电变化的检出率发生量的飞跃，还能使那些平静﹑仰卧状态下不会出现的心电变化显示出来，并能了解这些变化与心率﹑日常生活﹑症状﹑体位等及其他心电活动变化之间的关系，使心电图的临床应用提高到一个新的阶段。
随着电子技术﹑微电子技术的发展，研制一种既能自动检测﹑存储心电信号，能对其进行实时监视，又能对其进行回放分析的低成本动态心电检测﹑监护及回放分析系统成为可能。
1.2研究动态
早在三﹑四十年代，NormanJ.Holter就从事于生物信号遥测技术的研究，并于1949年研制成了遥测心电图（RECG）装置，接着又将RECG系统改成了由一个袖珍发射器和一个便于携带的接受部分——磁带记录器组成的结构。
1957年，他研制成了一个能以60倍带速的磁带回放机构。
1961年，又将发射器和接收器合并，终于制成了由磁带作为ECG传递媒介的动态心电获得系统。
1965年，第一台商业化动态心电监护系统（Holter）问世。
它能记录病人处于正常生活﹑工作﹑活动条件下的心电变化，捕捉到初期的潜在的心电信息，成为检出定量心律失常﹑心肌缺血的重要而有效的诊断方法，也使心脏病的早期诊断成为可能。
目前，成型的产品技术上主要有以下特点：
1、记录装置与回放系统分开，即便携式心电仪有的只能存储数据不能回放，回放需要依靠PC机或直接作为数据终端通过无线网络把数据发送到中心站，有的只能显示心电波形而缺少大容量存储功能。
2、采用老式的接口技术。
除了最新设计的微型存储卡技术的装置外，大多数磁带式记录仪不具备和PC机连接的功能，或者采用RS-232等低速率的连接方式。
这样的设计成本低，技术成熟，对于一种产品来讲成本是非常重要的因素，所以在高速连接方案普及之前，这种低速接口或者直接采用微型存储卡的设计成为厂商的首选。
微型存储卡的优点是灵活，可更换，但需要读卡器的支持。
目前为止日本PARAMA公司推出一种使用最方便的心电监护仪，只需把它紧贴在手掌里或腹部就可以显示出实时心电信号，而且其采集方式多种多样，可以通过手握﹑紧贴腹部采集信号，还可以连接标准导联线。
该设计为我们提供了一个很好的设计思路：
简洁﹑方便和人性化。
1.3主要研究内容
1、设计制作心电信号采集处理电路，对从心电输入电极获得的心电信号进行阻抗变换、滤波、放大等处理，有效抑制各种干扰，去除信号中的直流成分，确保所获取的心电信号的质量。
2、超低功耗微型控制器MSP430FG439实现对系统的总的操控。
3、实现心电信号的长时间连续记录。
4、LCD液晶屏显示心率、心电波形
5、必要时要对心电信号波形进行PC机显示分析。
在上述研究中主要从心电信号的采集﹑放大﹑滤波﹑显示（包括心率的显示及与PC机相连的心电波形的显示），采用MSP430系列的多功能﹑微功耗系统级单片机进行心电监护显示处理。
具体数据流向框图如下：
图1.1数据流向框图
1.4系统总体设计要求
由于心电信号取自人体表面，其内阻比较大且信号微弱，而且背景噪声强。
因此要求系统硬件电路部分具有以下特性：
1、高输入阻抗，以便采集微弱信号。
2、高共模抑制比，以消除工频及电极极化电位的干扰。
3、低噪声，使之不能淹没及其微弱且信噪比低的信号。
4、低漂移，以减小基线漂移并避免前置放大器饱和。
5、低功耗，能长时间采集并显示心电信号。
6、合适的带宽以便有效的抑制噪声。
7、安全性高，保证人体的安全。
软件部分：
1、通过对单片机编程，通过算法实现心率的计算。
2、由于MSP430FG439自身集成LCD驱动，通过编程实现心率的显示、心电波形的实时显示。
2心电图的产生和测量
2.1体表心电图
心脏是人体中血液循环的动力源泉，依靠心脏有节律性的搏动，使得血液在体内不断的循环，维持正常的生命活动。
心脏在搏动之前心肌首先发生兴奋，在兴奋过程中产生微弱的电流，该电流经人体组织向各部分传导，由于身体各部分的组织不同、各部分与心脏间的距离不同，因此在人体体表各部位，表现出不同的电位变化，这些电位变化可通过导线送至记录装置即心电图机记录下来，形成动态曲线，这就是所谓心电图（ECG）也称为体表心电图。
正常的人体心电图可以反映心脏激动电位的变化，是由一系列重复出现的下列各波、段和间期组成。
如下图
图2.1体表心电图
2.2心电信号的产生
心脏的传导系统（conductionsystemofheart）对弄清心电图中各个波的意义有直接的关系。
传导系统是指由一系列特殊心脏细胞连接组成的，这些细胞组织既有自动产生兴奋的功能，又有较一般心肌细胞快的传导功能，这样使兴奋有节律地按一定顺序传播，使心脏保持正常的有节律的收缩和舒张以维持血液循环。
正常心脏兴奋的起源点在窦房结，位于右心房的上腔静脉入口处，该兴奋经心房内的结间束，包括前结间束、中结间束和后结间束，一面兴奋心房，一面传至房室交界处（含房室结、房结区和结希区）经过一定的传导延迟后，再沿希氏束、左右束支传至两心室的内膜下之浦肯纤维网，该网互相吻合，深入心室肌层，最终使整个心脏全部兴奋。
心脏兴奋沿传导系统的传导过程需有一定的时间，窦房结与房室结之间动作电位传递的时间约为40ms，房室交界处的延迟时间为11ms，希氏束很短，希氏束及其束支传导速度很快从兴奋进入希氏束只需30ms就可到达最远的浦氏纤维，心室肌外层的1/3～1/2由普通心室肌传导，右心室约需10ms左心室约需30ms,因此自窦房结到心室外表面的总传导时间约为220ms。
2.3各心电波形的含义
1、P波，代表心房肌的电激动过程。
心脏的激动起源于窦房结，最先传到心房，使之激动。
所以P波是心电图中最先出现的波动。
正常的P波有不同的形态，波幅从0mv～0.3mv，时程0ms～100ms。
在不同导联上可呈直立、低平、切迹、正负双向、负正双向或倒置等。
根据P波的形状、P波的幅度、P波持续时间以及P～R间期的比值等，可用于判断心房扩大，心肌梗塞等症。
2、QRS复合波，典型的QRS复合波包括三个紧密相连出现的波形，第一个向下的负波名为Q波，其后紧接着出现一个快速向上的正波叫R波，R波后又是一个向下的负波名为S波。
这三个波都反映心室的激动过程，所以合称为QRS复合波或QRS波群。
QRS波时间在60ms～100ms。
QRS波的形态、振幅、时间所包含的心脏信息极为丰富，迄今仍有大量的有用信息尚未被认识，有待进一步探讨。
3、T波，代表心室肌激动后恢复过程产生的电位变化。
T波在ST段之后发生，波形比较低而且所占的时间较长，在50ms～250ms。
T波异常通常有倒置、增高、过低、增宽等症状可用于诊断心肌梗塞、心包炎等症。
2.4心电导联
将两个电极安放在人体表面的任何两点，分别同心电图机的正负极端相连，可用来描记这两点电位差的变化，这种放置电极的方法及其与心电图机的连接方式称为导联（lead）。
根据电极放置部位的不同，可组成各种导联，各种导联的心电图波形各有特点。
在实用上为了统一标准以便进行对比分析，一般均采用国际上通用的导联，即I，II，III标准导联、加压单极肢体导联（avR、avL、avF）及单极胸导联（v1～v6）。
2.5便携式心电仪导联
由于该系统是基于单片机的便携式设计不可能采用常规的12导联系统，那样既笨重又繁琐，所以便携式心电仪应该有自己的特点，但又同时能实现自己的测量精度。
为了充分体现便携式，所以选择采用很简单的方式，其中右腿驱动电路主要用来消除人体的共模干扰信号，由于采用直流电池供电所以，系统本身就没有50Hz工频干扰。
由RA、LA接入电路提取心电信号，并附以右腿驱动部分。
主要接法参考前置放大部分
2.6心电图机电极
由于人体的活组织是一个含有多种金属元素的电介质，生物电测量电极提取生物电位变化时，要经过复杂的非线性过程。
在实践中，通常将电极测量生物电位变化时，看成是在电极—电介质界面上发生了从离子导电向电子导电的能量转换过程，而且将电极的电性能等效成由电容与电阻和半电池电位组成的等效电路.用等效电路来等效电极特性，有助于对电极的电参数的认识，可指导怎样设计与正确使用电极。
电极作为心电图记录和监测中的传感器，一般使用Ag/Agcl心电电极。
电极对动态心电图采集记录心电信号的质量至关重要，采用电极应贴附力强、透气性好、吸汗、电极导电性能好、极化电压低的优质电极，同时需要注意对皮肤的刺激性大小，透气性能能因素。
心电电极的性能一般可分为电性能和粘贴性能，当心电电极在短时间内使用时，我们可以只考虑电极的电性能;但当电极长时间（通常指24h以上）使用时，我们不仅要求电极要有良好的电性能，还要具有良好的粘贴性能，以达到记录出高质量心电图的目的。
3心电信号的检测电路设计
3.1心电信号的噪声来源
人体心电信号是一种弱电信号，信噪比低。
一般正常的心电信号频率范围为0.05Hz～100Hz，而90%的心电信号频谱能量集中在0.25Hz～36Hz以内。
采集心电信号时会受到各种噪声的干扰，噪声来源通常有以下几种：
1、电极接触噪声
电极接触噪声是瞬时的，来源于电极与皮肤的不良接触，即病人与检测系统的连接不好。
其连接不好可能是瞬时的，如病人的运动或震动导致松动，也可能是固定的，检测系统不断的开关，放大器输入端连接不好等。
电极接触噪声可抽象为快速﹑随机变化的阶跃信号，它按指数形式衰减到基线值（对于工频供电还有工频成分）。
这种瞬态过度过程可发生一次或多次，其持续时间一般为1秒左右，幅值可达记录仪的最大值。
2、人为运动
人为运动是瞬时的基线改变，由电极移动中电极与皮肤阻抗改变所引起，造成的基线干扰形状可认为类似周期正弦信号，其峰值幅度和持续时间是变化的，幅值通常为几十毫伏。
3、肌电干扰（EMG）
肌电干扰来自于人体的肌肉颤动，肌肉运动产生毫伏级电势。
EMG基线通常在很小电压范围内所以一般不明显。
肌电干扰可视为瞬时发生的零均值带限噪声，主要能量集中在30Hz～300Hz范围内。
4、基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化
基线漂移和呼吸时ECG幅值的变化一般由人体呼吸、电极移动等低频干扰所引起，频率小于5Hz;其变化可视为一个加在心电信号上的与呼吸频率同频率的正弦分量，在0.01Hz～0.3Hz处基线变化幅度约为ECG峰峰值的15%。
3.2心电信号放大器设计要求
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，因此对动态心电图的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0.05mv～5mv，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lmv时，输出电平达到1v左右（A/D转换器的最大输入电压为33v），所以心电放大器的放大倍数很高,为1000倍左右
2、频率响应
由于人体心电信号的频谱范围为0.05Hz～100Hz，能量主要集中在17Hz附近.而按照最新标准要求，动态心电图频带应不窄于0.67Hz～40Hz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，经过这样的心电放大器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。
由于心电信号源阻抗具有高阻抗的特性，而心电信号是微弱的，若心电放大器的输入阻抗不高，那么经过分压后，心电放大器输入端的信号就非常微弱了。
心电信号损失严重，而且信号源过负荷使心电信号产生畸变。
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。
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（CMRR）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CMMR应达到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。
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。
总的来说，动态心电图的心电放大器的设计有如下要求:
1、增益为800~l000左右;2、频率响应为0.05Hz～45Hz;3、输入阻抗为5.1MΩ～10MΩ;4、共模抑制比大于80dB;5、低噪声、低漂移。
3.3前置放大电路设计
生理电信号前置放大器是生理电测量仪器的重要组成部分，其作用是将微弱信号高保真放大，以便进一步处理、记录或显示。
一般设计中均采用对地对称的双电极差动放大器，被测的生理电信号采用差动输出方式，成为差模信号。
而干扰信号，尤其是落在心电信号频谱干扰范围内的对差动放大器来说，主要是一种大小相等，极性相同的共模信号。
因此在生理电信号记录过程中，要求前置放大器有较强的抑制共模干扰能力。
本文对于前置放大电路的设计采用TI公司的INA321作为前置放大级设计，其具体的电路连接图如下所示。
图3.1前置放大电路
由于INA321该芯片作为前置放大级，其本身能有5倍的放大能力，又由于其高通滤波部分其放大倍数为A1=1+
=101。
所以经过这两级后共放大倍数为505倍.
3.4低通滤波器
ECG的频谱范围约在200Hz以下，实际上高频信号的频率没有很高。
大部分心电波形是比较低频率波段的组成，采用如图所示的压控电压源二阶有源巴特沃斯低通滤波电路进行对高频信号的滤除。
二阶巴特沃斯低通滤波器的衰减率为每倍频12分贝。
运算放大器为同相接法，滤波器的输入阻抗很高，输出阻抗很低，滤波器相当于一个电压源。
其优点是：
电路性能稳定，增益容易调节。
其转移函数为：
其中A为通带内的电压放大倍数，Q为品质因数，Wc为滤波器的截止角频率：
这里我们选定其截止频率在30Hz。
为了减少输入偏置电流及其漂移对电路的影响，应使：
，其传递函数为：
图3.2低通滤波器
A2=1+（R1⁄R2）。
经计算得出R2约为1.8k，R1约为1k。
带入数据计算得A2=1+0.56=1.56所以，信号到此放大倍数为505
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