基于MSP430的BCG和ECG实时同步监测装置的设计与实现文档格式.docx
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3.3上位机监测模块10
4.系统软件设计11
5.系统创新12
6.评测与结论12
6.1放大电路测试12
6.2信号采集模块总体测试14
附录15
摘要
本文设计的系统能够实时同步的监测体动信号（BCG）和心电信号（ECG）。
设计系统主要包括三部分。
第一部分为信号的采集调理模块。
其中体动信号是通过四个压力传感器组成的全桥电路来采集的，再用前端模拟电路对微弱的体动信号进行放大滤波；
心电信号是通过贴在身体表面的传感器来采集的，再用前端模拟电路对心电信号进行放大滤波。
第二部分为信号的传输模块。
利用MSP430单片机内部的AD对信号进行A/D转换，再通过CC2500无线模块发送到上位机。
第三部分为上位机实时采集和监测。
MATLAB对上位机接收到的数据进行处理,处理后的数据用MATLABGUI实时显示，最终达到了实时同步监测的效果。
关键词：
MSP430;
体动信号；
心电信号；
同步监测；
MATLAB
Abstract
ThepaperdesignscansynchronousmonitorBCGandECGandrealtimedisplay.Inthispaper,thesystemconsistsofthreeparts.Thefirstpartissignalacquisitionmodule.Amongthem,thesensorcircuitcapturestheBCGsignalthroughthefourpressuresensorscomposedoffull-bridgecircuitandamplifysthesignalthroughtheamplifier.ThecapturingoftheECGsignalisthroughthesensorpostedonthebodysuiface.Inthesecondpart,thesignaltransmissionmoduleisintroduced.HerethemasterchipisTI’sMSP430F2274andcompletethesignalconversionandtransmissionusingitsbuilt-inmulti-channel10-bitAD.Afterthat,thesignalissenttothePCthroughtheCC2500wireless.Thelastpartofthesystemisthereal-timedataacquisitionandmonitoringofthedisplaying.MATLABwouldmakethereceiveddataforreal-timeprocessingandthentheprocesseddatawouldbedisplayedonMATABGUI.Finallyitachievesanexpectedeffectofreal-timesynchronousmonitoring.
Keywords:
MSP430;
BCG;
ECG;
SynchronousMonitor；
1.引言
21世纪被称为“银发世纪”，世界范围内的老龄化浪潮滚滚而来。
根据中国人口信息研究中心的调查统计，2000年中国60岁以上人口比例为10.31％，65岁以上人口占总人口的比例为7.17％，按照国际标准来衡量，中国已经步入老龄化社会，而且在今后几十年其老龄化趋势将愈加明显。
另外，随着社会经济的发展，居住方式的变化，家庭结构的小型化，以及人口流动的加速，子女数的减少，其老人家庭空巢率正在不断的加大。
因此，对老年人的日常监护，已成为一个重要的社会问题。
随着年龄的增加，人体解剖组织结构和生理代谢发生一系列变化，机体功能衰退，应变能力减退，骨骼也变得较为松脆，这些生理或其他原因引发的变化常常可以通过人体的心律和身体状态表现出来。
当人生病时，特别是心脏病发作时，心律都会发生明显的改变。
另外，由于自身疾病如心脑血管疾病或外界影响等因素，人的身体状态也常常发生改变如跌倒。
根据美国国家安全委员会的报告指出，在65岁以上的人口中，跌倒所造成的死亡居所有意外死亡原因的第一位，占此年龄段意外死亡的33％。
近年来，我国心脑血管疾病发病率持续上升，每年有54.4万人心脏性猝死。
面对越来越严峻的现实，我们应该做好相对的预防措施。
首先，心脑血管疾病的发生是有先兆的，如果刚出现病灶时就立刻救治，很多人是能够缓解过来的。
现在有很多心脏性猝死的病人是由于发病时无人知晓，没有得到及时的救治，才导致严重的后果。
随着生命科学技术、信息技术、网络技术的高速发展，家庭、社区、野外救助现场等更多领域有了对医疗监护设备的大量需求，但却面临着由于监护设备成本高、体积大不便于移动等原因而难于推广的矛盾。
因此，开发出体积小、智能化程度高、稳定性好心功能实时监测与通信系统将成为必然的趋势。
心脏的基本活动包括电活动和机械活动，在每个心动周期都是电活动在先，机械活动在后，即先产生电激动，心房和心室的电激动经人体组织传到体表并由电极记录即为心电信号（ECG）；
然后心脏机械收缩，机械收缩对人体产生力的作用，这个力的作用经由传感器采集即得到体动信号（BCG）。
心电信号是心脏生理功能检测方法的一种。
心脏机械收缩之前，先产生电激动，心房和心室的电激动可经人体组织传到体表。
心电图是利用心电图机从体表记录心脏每一心动周期多产生电活动变化的曲线图形。
心肌细胞在静息状态时，膜外排列阳离子带正电荷，膜内排列同等比例阴离子带负电荷，保持平衡的极化状态，不产生电位变化。
当细胞的一端受到刺激（阈刺激），使细胞内外正、负离子的分布发生逆转，受到刺激部位的细胞膜出现极化。
该细胞膜外正电荷消失而前面尚未除极的细胞膜外仍带正电荷，从而形成一对电偶，电源（正电荷）在前，电穴（负电荷）在后，电流自电源流入电穴，并沿着一定的方向迅速扩展，直至整个心肌细胞除极完毕。
此时心肌细胞膜内带正电荷，膜外带负电荷，成为除极状态。
嗣后，由于细胞的代谢作用，使细胞又逐渐复原到极化状态，这种恢复过程称为复极过程，复极与除极先后程序一致，但复极化的电偶是电穴在前，电源在后，并较缓慢向前推进，直至整个细胞全部复极为止。
体动信号是心脏泵生理功能检测方法的一种。
心脏收缩时，左心室射血，血液流经大动脉的不同部分，在收缩早期，血液流经大动脉的上升段，对身体的作用力方向为由脚至头；
在收缩后期，血液流经大动脉的下降段，对身体的作用力方向为由头至脚。
根据牛顿第三定律，身体会产生一系列与血流对身体作用力大小相同方向相反的反作用力，且产生先由头到脚再由脚到头方向的微弱振动，并使与人体紧密接触的支撑物体先受到先由头到脚再由脚到头的作用力，即在心脏泵血时，人体对支撑物体的作用力以重力为基准变化，方向平行于脊椎轴，将其记录下来便称为BCG信号。
根据其产生原理，将传感器安装在支撑物体的人体脊椎轴方向即可获得BCG信号。
该信号与心脏活动相关，通过对其分析即可获得心脏工作情况，且测量时无需传感器直接贴附人体即可获得，长时间使用不会使受试者产生不舒适的感觉。
因此基于BCG信号的检测系统可以在受试者感受不到测量状态的情况下，实时检测心脏工作情况，完全不影响受试者的正常生活，且能在心脏活动异常时发出提示。
本项目主要研究基于MSP430的BCG和ECG实时同步监测装置的设计与实现，现在体动信号与心电信号同步监测的装置还很少有，这样的装置可以更加全面的监测心脏活动状态，使在家庭，办公等环境下，长时间实时监护和评估心脏功能变为可能，进一步发展后还可以辅助医生更准确地了解心脏功能，预测诊断心脏疾病，评价循环系统和心脏药物的性能，评估生理或心理测试结果，及监测睡眠质量等。
2.系统方案
本系统能够实时同步的监测BCG和ECG，在上位机上进行实时显示便于观察。
系统示意图如图1所示。
图1系统示意图
本设计主要由信号采集模块、信号传输模块和实时监测模块三部分够成。
体动信号的信号采集模块包括传感器电路和信号处理电路。
传感器单元是由人体秤改装的四个压力传感器组成的全桥电路，当人站在上面时，传感器就可以把由心跳和呼吸及身体位移引起的体动信号传导出来，送到后面的信号处理电路中。
信号处理电路由前置放大电路、主放大电路、陷波电路、低通滤波电路及电池供电电路构成。
受试者站在四个压力传感器构成的全桥电路上，当呼吸和心率发生改变时产生的作用力通过传感器系统转换为一个带有直流偏移的交流电压输出，传感器电路输出的原始体动信号经过高稳定性、高共模抑制比的差分电路前置放大，消除共模信号，保留有用的差模信号并放大10倍；
然后经过隔直电路滤除体重、仪器等引起的直流噪声；
此时将所得信号经由第一级放大电路再放大40倍传入50Hz陷波器以消除50Hz工频干扰；
之后再经过第二级放大电路将信号放大40倍，随后送入截止频率为15.9Hz（由于体动信号频率为0.6~20Hz，而实际测得的体动信号的频率为7Hz左右）的两个压控型低通滤波器中去除高频成分，保留有用的低频信号；
再次送入50Hz陷波器去除50Hz干扰信号；
由于进行以上处理不可避免的会产生直流偏置、高频等干扰信号，所以再一次进行隔直滤波去除干扰信号；
所得信号进入最后一级放大倍数可调的放大电路根据实际需要进行放大，最后输出到示波器进行观察或通过A/D转换成数字信号送入微处理器模块。
心电信号的信号采集模块即信号处理电路。
信号处理电路由前置放大电路，主放大电路，陷波电路，低通滤波电路及电池供电电路构成。
各部分电路与体动信号的信号处理电路类似。
信号传输模块将信号采集模块的模拟输出信号通过模数转换后通过微处理器模块处理后，再由无线模块发送至上位机。
数字控制单元采用了TI的msp430，A/D转换芯片采用MSP430内部自带的A/D，无线传输单元采用CC2500无线射频芯片。
实时监测模块，上位机接收到数据后，MATLAB对接收到的数据进行处理，处理的后的数据在MATLABGUI上实时的滚动显示波形，实现了上位机的实时监测。
3.系统硬件设计
3.1信号采集模块
传感器电路
人体秤上有4个电阻应变式称重传感器将其接成全桥测量电路，受外界的作用力作用，传感器的弹性梁发生形变，随之使贴在弹性梁部位的应变片阻值发生变化，在激励电压的作用下，输出的电信号也发生正比例变化，根据所测得的电信号就可以计算出外界作用力的大小，达到测力的目的，测量电路如图2所示。
图2全桥测量电路
当受试者站在装有传感器的称上时，传感器电路将体重及左心室泵血时身体对支撑物体的作用力转化一个带有直流偏移的交流电压信号，其中直流电压由体重及称的重力产生，交流电压由左心室泵血时身体对支撑物体的作用力产生，将其提取出来即为体动信号。
信号处理模块
放大电路包括前置放大电路，后级放大电路和增益可调放大电路，用于将微弱的体动信号放大。
其中，前置放大电路用于消除共模干扰，保留有用的差模信号，同时将信号放大10倍；
后级放大电路共有两级，每级各放大40倍；
增益可调放大电路放在最后一级，最大可放大50倍，用于根据实际测量情况进行调节。
滤波电路包括隔直电路，低通滤波电路和陷波电路，用于滤波干扰，尽可能的保留有用信号。
其中，隔直电路用于滤除体重，床等带来的直流量；
低通滤波电路用于去除高频成分，保留低频的体动信号；
陷波电路用于消除50Hz工频干扰。
设计好各部分电路后，根据微弱生物信号测量特点，将各级电路连接到一起，具体流程如图3和图4所示。
图3体动信号信号处理框图
图4心电信号信号处理框图
3.2信号传输模块
采集模块输出的信号为模拟信号，需要将其转换成计算机可以使用的数字信号。
由AD转换电路、数字控制单元、无线传输模块构成。
信号传输模块的框图如图5所示。
图5信号传输模块框图
本项目数字控制单元采用了TI的MSP430芯片，无线传输单元采用了CC2500无线射频芯片。
采用TI公司的MSP430系列微处理器，该处理器是一款16位的超低功耗的混合信号控制器，具有丰富的片内外设和方便灵活的开发手段，特别适合于电池应用的场合，并且性能稳定。
采用了精简指令集（RISC）结构，只有简洁的27条指令，大量的指令则是模拟指令，众多的寄存器以及片内数据存储器都可参加多种运算。
而且这些内核指令均为单周期指令，功能强，运行速度快。
16个寄存器和常数发生器可以保证微控制器的代码效率，数字控制振荡器可以使器件从低功耗模式迅速唤醒，在少于6us的时间内便可激活。
无线传输单元采用CC2500无线射频芯片，CC2500是一种低成本单片的2.4GHz收发器，是专为低功耗无线应用而设计的。
CC2500内的RF收发器集成了一个数据传输率可达500kbps的高度可配置的调制解调器。
CC2500内部集成了温度传感器，通过采集GD00引脚的电压，可以实现-40℃-80℃范围的温度采集,在实际应用时可以节约一个温度传感器。
电能是传感器网络非常宝贵的资源，为了保证硬件电路的低功耗设计，节点芯片的选择均使用低功耗、低电压工作的芯片。
系统采用普通电池或可充电锂离子电池工作，在有条件对节点进行充电时，节点使用锂离子电池工作，可利用充电模块为节点进行电能补充，从而确保节点工作的连续性，避免了节点因更换电池造成的工作中断。
3.3上位机监测模块
本设计采用了CC2500无线收发模块，终端节点ED（EndDevice）采集好数据后发送到与上位机相连的节点AP（AccessDevice），利用MSP430单片机对其进行处理，再通过USB做成的串口送到上位机，由于上位机接收到的数据均是ASCII码，MATLAB将读取到的数据转换成相应的十进制数，然后在MATLABGUI上实时的显示出来。
上位机监测模块的框图如图6所示。
图6上位机监测模块
4.系统软件设计
本系统以MSP430单片机作为主控芯片，采用单片机内部ADC10转换芯片，以CC2500射频模块作为无线收发芯片，应用传感技术，无线收发技术和计算机技术，实现了心脏信号的采集和监测系统。
整个系统由两大块组成，ED（EndDevice）终端设备节点为信号采集和发送端，由无线收发芯片CC2500和主控芯片MSP430F2274构成。
AP（AccessDevice）为上位机程序端，由无线收发芯片CC2500，主控芯片MSP430F2274构成。
程序设计流程：
首先，AP数据中心设备经过，MSP430初始化，实现与计算机的通信，并等待ED终端节点设备的加入。
当ED端有信号输入后，将信号进行A/D转换并通过CC2500无线模块发送到AP端，AP端则通过串口送到上位机进行显示。
ED端与AP端程序设计流程图如图7所示。
图7系统软件设计流程图
5.系统创新
1）BCG和ECG同步检测上的创新。
BCG反映的是心脏的机械活动信号，ECG则反映的是心脏的电活动信号，本系统实现了两者的同步监测，这样能够更好的反映心脏的活动状态。
2）BCG信号提取方式上的创新。
本系统BCG信号是通过受试者踩在改装后的人体称上，通过四个压力传感器传感器组成的全桥电路来采集体动信号，这样相对通过椅子或者床采集体动信号更有优势，更加简单、方便。
3）低功耗的系统，对人体影响小。
受益于硬件的发展，无线模块的功耗比以往更低，信号稳定性更好。
本项目选择的MSP430和CC2500芯片均具备了超低功耗的特性，对人体的影响十分微弱。
6.评测与结论
6.1放大电路测试
由于体动信号与心电信号都是很微弱的生理信号，放大电路性能的好坏会直接影响实验结果，这里分别对前置放大电路、后级放大电路进行测试。
1.前置放大电路测试
将信号发生器连接到前置放大器的两输入端，设置信号发生器使其输出峰峰值100mV，频率20Hz的正弦波，观察输入输出端波形如图8所示。
其中CH1即通道一为输入波形，CH2即通道二为经过前置放大器放大后的输出波形。
实际测量输入正弦波峰峰值为104mV，经放大后输出波形峰峰值为1.02V。
由此可计算前置放大器的放大倍数为：
（1）
图8前置放大电路实测波形
误差分析：
理论放大倍数为9.888倍，误差＝（9.888-9.808）/9.888=0.81%。
由放大器增益的误差可以看出此电路这部分设计基本上符合设计要求。
消除了共模干扰，波形无失真，并放大了预想倍数。
2.后级放大电路测试
（1）反相放大器测试
将信号发生器连接到后级放大器的两输入端，设置信号发生器使其输出峰峰值220mV，频率20Hz的正弦波，观察输入输出端波形如图9所示。
图9反相放大电路实测波形
图中，通道一（CH1）为输入波形，通道二（CH2）为经过反相放大器放大后的输出波形。
CH1的峰峰值为220mV，CH2的峰峰值为8.80V，且相位反相。
由此可计算反相放大器的放大倍数为
（2）
误差分析：
理论放大倍数为
倍，误差为
。
（2）增益可调放大器测试
将信号发生器连接到最后一级放大器的两输入端，调节反馈电阻
使其为
设置信号发生器使其输出峰峰值60.0mV，频率20Hz的正弦波，观察输入输出波形如图10所示。
图10增益可调放大器实测波形
图中，通道一（CH1）为输入波形，通道二（CH2）为经过反相放大器放大后的输出波形。
CH1的峰峰值为62.0mV，CH2的峰峰值为3.68V，且同相。
由此可计算同相相放大器的放大倍数为
（3）
可计算出理论放大倍数为：
（4）
这部分可以通过调节反馈电阻
放大预想倍数，只要准确调节，基本符合设计要求。
6.2信号采集模块总体测试
将信号采集模块各级放大器及滤波器连接起来，使其成为一个整体，用信号采集模块进行整体测试。
受试者站在称上，将前置放大器的输入端接在传感器的输出端，用示波器测受试者在安静状态下的体动信号波形如图11所示，本图中同步记录了路心电信号作为基准的体动信号波形，通道1即CH1为心电信号波形，通道2即CH2为体动信号波形，可以看出体动信号波形与心电信号同步，且滞后于心电信号波形。
由图可以看出，由信号采集模块采集到的体动信号波形比较清晰，W波群显而易见，J波峰值能清晰辨认，采集到的心震波形具有周期性，并且与心电信号同步。
说明信号采集模块装置的合理性。
图11同步心电信号和体动信号波形图
附录
实验成果展示
（1）本文设计的系统硬件平台如图12和图13所示。
图12系统整体硬件平台
图13系统上位机部分硬件平台
（2）本文设计的系统实现了上位机实时监测，如图14所示。
图14上位机实时监测
（3）本文设计的系统实现了BCG和ECG的实时同步监测，如图15所示。
图15BCG和ECG同步监测波形图
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