心電信號采集及分析系統(tǒng)設計畢業(yè)設計

1、<p>　　畢業(yè)設計（論文）任務書</p><p>　　學院： 系級教學單位：生物醫(yī)學工程 </p><p>　本科畢業(yè)設計（論文）</p><p><b>　　摘要</b></p><p>　　心血管疾病是威脅人類健康的主要疾病之一，早期診斷和治療是預防心臟病的

2、有效途徑。20世紀50年代末，美國科學家Holter首先發(fā)明了一種心電儀，人們稱它為Holter心電儀或叫動態(tài)心電儀，這種技術在臨床上可實現“長時間”、“動態(tài)”記錄的心電圖，就稱為動態(tài)心電圖。</p><p>　　能夠記錄病人24小時活動過程中的動態(tài)心電數據，給醫(yī)生提供具有診斷價值的資料，對于心臟功能的評價，心臟病的早期診斷非常有益，所以心電監(jiān)護儀在其中發(fā)揮著至關重要的作用。</p><p&g

3、t;　　本課題采用MSP430149單片機作為核心器件，主要完成對心電信號的24小時不間斷采集、傳輸、存儲、顯示等功能。</p><p>　　關鍵詞　心電信號；動態(tài)心電圖；MSP430單片機 </p><p><b>　　Abstract</b></p><p>　　Cardiovascular disease is one of main d

4、iseases that threat human health．and the early diagnosis and treatment are effective ways that prevent heart disease。In the late 1950s in U.S. a scientist called Holter have invented the first such dynamic electrocardiog

5、ram instrument, people called Holter monitor or Dynamic electrocardiograph, this technology can be realized in clinical "long" and "dynamic" of ECG records, known as HOLTER.</p><p>　　It’s

6、 very helpful to cardiac function in the early diagnosis that if it can record the patient 24 hours of dynamic ECG data process and provide the doctors materials that has diagnostic value in the evaluation.</p>&l

7、t;p>　　This subject uses msp430 single chip as the core device. The whole system mainly displays collection, storage, transport, display function for 24-hour uninterrupted ECG signal collection.</p><p>　　K

8、eywords　 ECG signal；dynamic electrocardiogram （DCG）；Holter；msp430；</p><p><b>　　目錄</b></p><p><b>　　摘要I</b></p><p>　　AbstractII</p><p><b>

9、　　目錄2</b></p><p><b>　　第1章 緒論1</b></p><p>　　1.1課題研究意義1</p><p>　　1.2國內外研究現狀與文獻綜述3</p><p>　　1.3設計主要研究內容與系統(tǒng)總體設計4</p><p>　　第2章 心電圖的產生和特

10、征6</p><p>　　2.1 體表心電圖6</p><p>　　2.2 心電的產生6</p><p>　　2.3 各波形的意義8</p><p>　　2.4 常見的心律異常類型及特征9</p><p>　　2.5 心電圖的導聯10</p><p>　　2.6 心電信號的特征11

11、</p><p>　　2.7 心電信號常見干擾12</p><p>　　2.8 本章小結13</p><p>　　第3章 心電檢測電路設計14</p><p>　　3.1 心電信號放大器設計要求14</p><p>　　3.2 電極的選擇16</p><p>　　3.3 保護與緩沖電路

12、16</p><p>　　3.4 前置放大電路17</p><p>　　3.5 濾波電路20</p><p>　　3.5.1 低通濾波電路20</p><p>　　3.5.2 高通濾波電路20</p><p>　　3.6 右腿驅動電路21</p><p>　　3.7 電平提升電路2

13、2</p><p>　　3.8 導聯脫落檢測報警電路22</p><p>　　3.9 本章小結23</p><p>　　第4章 控制、存儲及接口電路設計24</p><p>　　4.1 中央處理器及其外圍模塊24</p><p>　　4.1.1 芯片的選型24</p><p>　　4.

14、1.2 ADC模塊24</p><p>　　4.1.3 定時器24</p><p>　　4.2 USB數據傳輸27</p><p>　　4.3 數據存儲29</p><p>　　4.4 時鐘日歷芯片30</p><p>　　4.5 液晶顯示31</p><p>　　4.6 本章小結

15、32</p><p><b>　　結論33</b></p><p><b>　　參考文獻3</b></p><p><b>　　致謝4</b></p><p><b>　　附錄15</b></p><p><b>

16、　　附錄26</b></p><p>　　第3章 心電檢測電路設計</p><p>　　3.1 心電信號放大器設計要求 </p><p>　　由于人體的心電信號有微弱、低頻、易受干擾、不穩(wěn)定、隨機等特點，因此對動態(tài)心電圖的心電放大器的設計有很苛刻的要求。</p><p><b>　　1．增益</b><

17、/p><p>　　由于心電信號非常微弱，只有0．05～5mV，而心電放大器增益的常規(guī)設計要求心電在正常輸入時，即輸入為1mV時，輸出電平達到1V左右(A/D轉換器的最大輸入電壓為3.3V)，所以心電放大器的放大倍數很高，為1000倍左右。</p><p><b>　　2．頻率響應</b></p><p>　　由于人體心電信號的頻譜范圍為0.05～1

18、00Hz，能量主要集中在17Hz附近。而按照美國最新標準要求，動態(tài)心電圖頻帶應不窄于O.67～40Hz，所以，要求心電放大器在此頻率范圍內必須不失真地放大所檢測的各種心電信號，為了減少不需要的帶外噪聲，心電信號用高通和低通濾波器來壓縮通頻帶，經過這樣的心電放大器心電信號才具有可靠的診斷價值。</p><p><b>　　3．高輸入阻抗</b></p><p>　　心電

19、放大器輸入阻抗的設計取決于人體的阻抗特性，所使用的電極類型以及與人體的接觸界面。心電放大器通過電極連接到人體身上。由放大器的輸入端向人體方向看去，從電極、導電膏、皮膚(角質層、粒層、汗腺)、組織液到心臟外壁形成了信號源阻抗，這個源阻抗可看作由一組串并聯的電阻及電容組成。在低頻的情況下，這個源阻抗為純電阻 。顯然它包括人體電阻(R)、皮膚電阻及電極與皮膚的接觸電阻( )那么電阻 =R＋ 。( R)。人體內組織液是一種電解質，所以R與組織液

20、離子濃度有關。 不僅與皮膚和電極接觸松緊有關，還與皮膚的干濕、清潔度及每個人角質層的厚薄有關。</p><p>　　由于心電信號源阻抗具有高阻抗的特性，而心電信號是微弱的，若心電放大器的輸入阻抗不高，那么經過分壓后，心電放大器輸入端的信號就非常微弱了。心電信號損失嚴重，而且信號源過負荷使心電信號產生畸變。信號源阻抗不僅因人而異，因生理狀態(tài)而異，而且在測量時，與電極的安放位置電極本身的物理狀態(tài)都有密切的關系。源阻抗

21、的不穩(wěn)定，將使放大器電壓增益不穩(wěn)定從而造成難以修正的測量誤差。所以只有較高的輸入阻抗，才能確保增益的穩(wěn)定性。設兩個電極與皮膚的接觸電阻為 、 ，如果 不等于 ，不可避免的就會把共模干擾信號轉化為電路無法克服的差模信號．只有增大心電放大器的輸入阻抗，才能減少其影響。</p><p>　　此外，由于心電放大器的測量對象是人體，易受工頻、射頻等干擾，只有提高輸入阻抗，才能有效地抑制這些干擾。信號源阻抗一般在數KΩ至數十

22、KΩ之間，心電放大器的輸入阻抗應該比源阻抗高兩個數量級，故一般取5.1KΩ或10KΩ，才能不失真地引出心電信號。</p><p><b>　　4．高共模抑制比</b></p><p>　　電極與皮膚接觸引起的極化電動勢可作為直流共模干擾輸入到心電放大器，其值可能達到數百毫伏的程度，遠比心電信號大得多。而且心電信號的探測要受到現場很多電氣設備運行時的干擾，尤其是市電的共

23、模干擾，還有其他共模干擾常把微弱的心電信號淹沒。共模抑制比(CMRR)是衡量心電放大器對共模干擾抑制能力的一個重要指標，也是克服溫度漂移的重要因素。為了防止心電信號的輸出被淹沒在50Hz、電極極化電壓或其他共模干擾電壓之下，一般要求CMMR應達到80dB以上。</p><p><b>　　5．低噪聲，低漂移</b></p><p>　　在心電放大器中，由于增益較高，噪

24、聲和漂移是兩個較重要的參數。心電放大器運行過程中的噪聲主要表現為電子線路的固有熱噪聲和散粒噪聲，這都屬于白噪聲，其幅值成正態(tài)分布。為了獲得一定信噪比的輸出信號，對放大器的低噪聲性能有嚴格的要求。所以在設計心電放大器時應盡量選用低噪聲元件，以降低噪聲并進一步提高輸入阻抗。另外，溫度變化會造成零點漂移，心電放大器基線漂電放大器的輸入端引入了直流電壓增益的緣故，電極和電極本身電阻的變化和電極電位的改變都會增大基線漂了放大器的輸入范圍，使得微弱

25、的緩變信號無法被放大很低的頻率成分，為了能正常的測量，必須采取措施來限所以放大器應選用低漂移、高輸入阻抗并具有高共模抑路?？偟膩碚f，動態(tài)心電圖的心電放大器的設計有如下要求</p><p>　　(1)增益為800～lO00左右；</p><p>　　(2)頻率響應為0.05～45Hz：</p><p>　　(3)輸入阻抗為5.1～10MΩ；</p>&l

26、t;p>　　(4)共模抑制比大于80dB；</p><p>　　(5)低噪聲、低漂移。</p><p>　　另外，考慮到監(jiān)護儀的便攜特性，所以在選擇運放應注意體積的特性，以便更好地降低整機的功耗和體積。</p><p><b>　　3.2電極的選擇</b></p><p>　　電極對動態(tài)心電信號的采集的質量至關重要

27、，采用電極應粘附力強、透氣性好、吸汗、電極導電性能好的優(yōu)質電極，此外還應具有對皮膚刺激性小、佩帶舒適、拆卸方便等優(yōu)點。本課題采用表面鍍有AgCl的可拆卸的一次軟電極，并在電極上涂有優(yōu)質的導電膏。</p><p>　　3.3保護與緩沖電路</p><p>　　為了確保病人的與儀器的安全，本課題利用TVS-90放電管作為保護電路，當儀器與人體接觸時，電壓過大時，會將TVS-90導通，直接接地，

28、也防止了后面的器件損壞。電極采集到的心電信號首先進入緩沖級。緩沖級可以提高整個放大電路的輸入阻抗，降低輸出阻抗。這樣就可以在后面的匹配電阻網絡中得到幅值較高的信號。</p><p>　　圖3.1 保護與輸入緩沖電路</p><p>　　3.4 前置放大電路</p><p>　　生理電信號前置放大器是生理電測量儀器的重要組成部分，其作用是將微弱信號高保真放大，以便進

29、一步處理、記錄或顯示。一般設計中均采用對地對稱的雙電極差動放大器，被測的生理電信號采用差動輸入方式，成為差模信號；而干擾信號，尤其是落在大多數生物電信號頻譜范圍之內的工頻干擾對差動放大器的輸入端來說，主要是一種大小相等，極性相同的共模信號。因此，在生理電信號記錄過程中，要求前置放大器有較高的抗共模干擾能力。</p><p>　　三運放儀用放大器是最常使用的生理電前置放大器。它不但可以提供很高的輸入阻抗，而且如果第

30、一級設為高增益，無須匹配就可以得到高共模抑制比?？梢杂行У匾种乒ゎl干擾等共模噪聲。然而，在生理電測量中，由于電極在人體表面的安放部位不同使得電極與皮膚間的電阻抗也不同，導致在放大器的輸入端有幾毫伏以上的直流電壓，加上人體表面各部位還存在一定的電位差，信號檢測放大器的輸入端總會存在比有用信號大幾十倍的直流信號，這樣就限制了“三運放”第一級的增益。從而限制了共模抑制比的進一步提高。</p><p>　　本設計采用的生

31、物前置放大器電路結構簡單，可以在抑制直流干擾的情況下，提供極高的共模抑制比。該電路設計突出的優(yōu)點是對外圍無源器件的參數不敏感，即使采用低成本的常用芯片，無須刻意匹配仍然可以達到良好的性能，尤其適合生理電信號的高精度測量。</p><p>　　圖3.2 前置放大電路</p><p>　　電路設計如圖3.2所示。該電路由四部分構成：并聯型雙運放儀器放大器，阻容耦合電路，由集成儀用放大器構成的

32、后級放大器和共模信號取樣驅動電路。并聯型雙運放儀器放大器的優(yōu)點是不需精密的匹配電阻，理論上它的共模抑制比為無窮大，且與其外圍電阻的匹配程度無關。但并聯型雙運放儀器放大器的輸出為雙端差動輸出信號，如果僅用單端輸出信號時將不再具有這一優(yōu)點。所以本電路在后級使用集成儀用放大器U4，將雙端差動輸出信號轉換為常用的單端輸出信號。集成儀用放大器具有較優(yōu)良的性能，但由于其共模抑制比正比于差模增益，而同時器件存在較高的失調電壓和通常信號源中存在較大的直

33、流偏移電壓(如檢測生理電信號時的極化電壓和傳感器中的零點偏移電壓)，在直接應用集成儀用放大器作為前置放大器時并不取得最高的共模抑制比性能。于是本電路在后級使用集成儀用放大器，并采用阻容耦合電路隔離直流信號，因而可使得集成儀用放大器取得較高的差模增益，從而得到很高的共模抑制比性能。共模取樣驅動電路由兩個等值電阻 和一只由運算放大器U2組成跟隨器構成。由圖可見，U2的輸入信號取自U1和U3輸出端兩個串聯電阻 的中點電壓 ，即：</p&

34、gt;<p>　　當只有差模信號的輸出 =- 時，有 =O，則運放U2的輸出電壓為0，等同于接地；而當兼有共模電壓和差模信號輸入時，U2的總輸出只包含輸入信號的共模部分 = 。從而使得共模信號不經阻容耦合電路的分壓直接加在集成放大器的輸入端，避免了由于阻容耦合電路的不匹配而降低電路整體的共模抑制比。本電路的差動輸出可以由下式計算：</p><p>　　其中 是集成儀用放大器U4的差模放大倍數。<

35、;/p><p>　　該電路的高通截止頻率 可以表示為：</p><p>　　整個電路的共模抑制比 可以由下式來計算：</p><p>　　其中 和 分別是放大器第一級和第二級的共模抑制比。 由集成儀器放大器的共模抑制比決定。在第二級放大倍數比較高的情況下， 的值可以達到120dB以上。對 的影響可以忽略。 的值則可以由下式得到：</p><p>

36、<b>　　其中： </b></p><p>　　、 和 、 3是運放U1、U3的開環(huán)差動增益和共模增益。上式顯示為了得到較高的共模抑制比，第一級的兩個運放無論是開環(huán)增益還是</p><p>　　CMRR都應盡可能地匹配。在實際應用中，以廉價常用的精準儀用放大芯</p><p>　　片OP07C為例，其 的標準值為400，000倍，CMRR的標

37、準值為120dB，</p><p>　　以標準值來計算， 。如果所選用高精度、匹配較好的運放， 和 的值還可以大幅度提高。</p><p><b>　　3.5 濾波電路</b></p><p>　　3.5.1低通濾波電路</p><p>　　由于電磁干擾越來越嚴重，所以心電信號在采集過程中不僅有50Hz的工頻干擾和低頻、

38、直流分量的干擾，還有高于100Hz高頻諧波的嚴重干擾，有必要進行低通濾波電路的設計。</p><p>　　圖3.3 低通濾波電路</p><p>　　3.5.2高通濾波電路</p><p>　　由于心電信號微弱，需要多級放大，而多級直接耦合的直流放大器雖能滿足要求，但多級直接耦合的直流放大器容易引起基線飄移。此外，由于極化電壓存在的緣故，動態(tài)心電圖機的直流放大器更

39、不能采用多級直接耦合。本裝置中，在兩級放大器之間采用RC耦合電路，即時間常數電路，在隔離直流信號的同時達到高通濾波的效果。我們取時間常數約為3.2s，這樣可確定電阻、電容值，在兩級之間組成高通濾波器?？傻棉D折頻率為：</p><p>　　圖3.4 高通濾波電路</p><p>　　3.6 右腿驅動電路</p><p>　　人體接地是造成觸電事故的一個重要原因，因此取

40、消人體接地是最根</p><p>　　安全用電措施。人體接地本來就是在沒有高質量的放大器情況下采取</p><p>　　少共模信號的應急措施。測量心電圖時，如果病人右腳不接地，由于雜散分布電容的影響，病人身上將會產生很高的共模電壓。因此，最理想的方法是設計出一種既能減少共模干擾又能取消人體接地的電路。右腿驅動的工作原理是將由人體體表獲得的共模電壓通過負反饋放大的方式輸回人體，從而達到抵消共

41、模干擾的作用，從根本上抑制共模電壓。</p><p>　　圖3.5 右腿驅動電路</p><p><b>　　3.7電平提升電路</b></p><p>　　經過模擬電路放大濾波后的心電信號是交流信號，而MSP430系列單片</p><p>　　機的轉換范圍是正電壓信號，所以有必要將模擬信號抬升至0V以上，根據對MSP

42、430單片機的參考電壓設置為2.5V的情況，在后級設置一定的可調</p><p>　　放大倍數，并使用微型電位器，以便根據實際需要進行調整。</p><p>　　圖3.6 電平提升電路</p><p>　　3.8 導聯脫落檢測報警電路</p><p>　　患者在使用心電監(jiān)護儀時有可能發(fā)生導聯松動和脫落，這將引入很大的干擾，導致心電波形畸變，使

43、得心電監(jiān)護終端難以輸出實際波形，從而導致對心電信號的錯誤判斷，影響診斷結果。</p><p>　　正常情況下，正負電極對人體皮膚形成的極化電壓可以相互抵消，當一側電極脫落時，將有較大的極化電壓輸入，經過前置放大后的電壓將遠遠超過正常連接時的電壓范圍。因而可通過一個窗口比較器，當電壓超出窗口范圍時，認為發(fā)生電極脫落，比較器輸出電平由正常時的高電平變?yōu)榈碗娖?，產生報警信號。電路如圖3.7所示，當導聯脫落時，紅色指示燈

44、會亮起提示脫落。</p><p>　　圖3.7導聯脫落檢測報警電路</p><p><b>　　3.9本章小結</b></p><p>　　本章詳細介紹了心電信號的采集與處理過程，根據前一章所述的心電信號的特點和噪聲干擾，提出前置放大器的設計要求，給出了詳細的設計方案，對各個模塊電路的功能做了詳盡的闡述。</p><p>

45、;　　第4章 控制、存儲及接口電路設計</p><p>　　4.1 中央處理器及其外圍模塊</p><p>　　4.4.1芯片的選型</p><p>　　本系統(tǒng)的核心器件無疑是負責調配各外圍部件有序工作的微處理器。在電子技術高速發(fā)展的今天，市場上可供選擇的處理器有很多種，最常見的有單片機、DSP、PLC、ARM等。處理器的選擇不僅要看其處理能力，還要考慮其他一些因素

46、，比如價格、功耗等。經過對幾種嵌入式平臺的比較，本系統(tǒng)病人心電監(jiān)護終端硬件核心處理器采用美國德州儀器公司生產的低功耗16位單片機MSP430F149。MSP430具有如下特點：</p><p>　　首先，它的突出優(yōu)勢是功耗小。MSP430單片機之所以有超低的功耗，是因為其在降低芯片的電源電壓及靈活而可控的運行時鐘方面都有其獨到之處。它在1MHz的時鐘條件下運行時，芯片的電流會在200~400uA左右，時鐘關斷模式

47、的最低功耗只有0.1uA。MSP430可通過兩個不同的系統(tǒng)時鐘系統(tǒng)——基本時鐘系統(tǒng)和鎖頻環(huán)(FLL和FLL+)時鐘系統(tǒng)或DCO數字振蕩器時鐘系統(tǒng)產生CPU和各功能所需的時鐘，并且這些時鐘可以在指令的控制下打開和關閉，從而實現對總體功耗的控制。系統(tǒng)中共有一種活動模式(AM)和五種低功耗模式．(LPMO、LPM4)。在等待方式下，耗電為0.7uA，在節(jié)電方式下，最低可達0.1uA。</p><p>　　第二，除了低功

48、耗之外，MSP430還具有強大的處理能力，其芯片具有一個16位精簡結構指令CPU，10個16位的寄存器以及常數發(fā)生器，能夠最大限度的提高代碼的效率。數字控制的振蕩器(DCO)將CPU從低功耗模式喚醒的時間僅為6微秒。MSP430F449采用RISC精簡指令集，125ns指令周期，大部分的指令在一個指令周期內完成，且其片內含有硬件乘法器，大大節(jié)省了運算的時間。</p><p>　　第三，MSP430具有豐富的片內外

49、圍電路，它內置12位高性能A/D轉換器、兩個帶有捕獲計時寄存器的16位定時器、60KB的FLASH ROM、2KB的RAM、48個可復用I/O引腳和兩個通用同步/異步串行通訊接口等。MSP430系列單片機的這些片內外設為系統(tǒng)的單片解決方案提供了極大的方便。除此之外，MSP430F149開發(fā)平臺提供了方便高效的開發(fā)環(huán)境。由于它屬于FLASH型器件，相對于OPT型和ROM型的器件，它有JTAG調試接口，還有可擦寫的FLASH存儲器，可先下載

50、程序到FLASH內，再在器件內通過軟件控制程序的運行。采用這種方式只需要一臺PC機和一個JTAG調試器，而不需要仿真器和編程器。</p><p>　　MSP430系列單片機的系統(tǒng)結構框圖如圖4.1所示：</p><p>　　圖4.1 MSP430系列單片機的系統(tǒng)結構框圖</p><p>　　MSP430系列由以下部分組成：</p><p>

51、　　●基礎時鐘模塊，包括1個數控振蕩器(DCO)和2個晶體振蕩器。</p><p>　　●看門狗定時器Watchdog Timer，可用作通用定時器。</p><p>　　●帶有2個捕捉／比較寄存器的16位定時器Timer_A3。</p><p>　　●帶有7個捕捉／比較寄存器的16位定時器Timer_B7。</p><p>　　●2個具有中

52、斷功能的8位并行端口：P1與P2。</p><p>　　●4個8位并行端口：P3、P4、P5與P6。</p><p>　　●模擬比較器Comparator_A。</p><p>　　●12位A，D轉換器ADCl2。</p><p>　　●2個串行通信接口：USART0與USART1。</p><p><b>

53、　　●1個硬件乘法器。</b></p><p>　　4.4.2 ADC采樣模塊</p><p>　　根據系統(tǒng)要求，在考慮所要采集信號范圍、采樣頻率、精度要求、轉換速率、環(huán)境條件、計算機接口特征及成本的前提下，本系統(tǒng)中采用MSP430F149內部集成的ADC 12模塊進行A／D轉換。</p><p>　　ADCl2內核是一個帶有采樣與保持功能的12位轉換器

54、；內部參考電壓發(fā)生器，同時有兩種參考電壓值可供選擇；采樣與轉換過程中所需要的時鐘信號源可以選擇；采樣及轉換所需的時序控制電路；轉換結果有專門的桶型緩存；采樣速度快，最高可達200kbps；12位轉換精度，l位非線性微分誤差，1位非線性積分誤差；內置采樣與保持電路；有多種時鐘源可提供給ADCl2模塊，而且模塊本身內置時鐘發(fā)生器；內置溫度傳感器；配置有8路外部通道與4路內部通道；內置參考電源，而且參考電壓有6種可編程的組合；模數轉換有4種模

55、式。可靈活地運用以節(jié)省軟件量及時間；ADCl2內核可關斷以節(jié)省系統(tǒng)消耗例。</p><p>　　ADCl2可以對8個外部模擬信號之一或4個內部電壓之一作轉換，由ADC內核把模擬信號轉換成12位數據并存入轉換存儲寄存器。ADCl2內核使用兩個可編程的參考電壓( 和 )作為轉換范圍的上下限。輸入通道和參考電平由轉換存儲控制寄存器定義。</p><p>　　ADCl2工作時可以用內部參考電平，或

56、者外部參考電平，也可以是兩者的結合，ADCl2有內部的兩種參考電平，可以選擇1.5V或2.5V。為避免電源電壓波動對A/D轉換造成干擾，我們采用了內部參考電壓1.5V，提高精度。對于ADCl2的轉換時鐘，用戶有各種選擇來形成采樣的時序。</p><p>　　ADCl2可以選擇所有有效的MSP430片內時鐘，也可以選擇一個外圍模塊所含的時鐘，此處選擇的時鐘為低頻時鐘，可以節(jié)省功耗。對于選擇的時鐘源可以引入一個1～8

57、的分頻因子。</p><p><b>　　4.4.3 定時器</b></p><p>　　定時器在單片機系統(tǒng)中是非常重要的部分，它在事件控制與管理方面有著重要的應用。MSP430F149主要有看門狗（WDT）、基本定時器（Basic Timer1）、定時器A(Timer_A)和定時器B(Timer_B)等模塊。在本系統(tǒng)軟件設計中，我們使用Timer_A作為了心電信號A

58、D轉換的定時器，將定時周期設定為500Hz，實現了對心電信號的500Hz采樣率。</p><p>　　定時器A是一個16位的定時/計數器。它有3個捕獲/比較寄存器。定時器A能支持多個時序控制、多個捕獲/比較功能和多個PWM輸出。定時器A有廣泛的中斷功能，中斷可以由計數器溢出產生，也可以由捕獲/比較寄存器產生。</p><p>　　定時器A有以下的特點：</p><p&g

59、t;　　●16位的計數/定時器，共有4種模式。</p><p>　　●可以選擇設置時鐘源。</p><p>　　●多個捕獲/比較寄存器。</p><p>　　●異步的輸入/輸出鎖存。</p><p>　　●具有中斷向量寄存器，能快速譯碼定時器A產生的中斷。</p><p>　　用戶對定時器A的所有操作都是通過操作該模塊

60、的寄存器完成的。定時器A的寄存器主要有TACTL、TAR、TAIV、CCTLn和CCRn。</p><p>　　4.2 USB數據傳輸</p><p>　　要實現數據的大量存儲，需要將數據上傳至上位機。USB接口是近年來迅速發(fā)展的接口標準，目前幾乎所有的新型計算機的外設上都使用USB接口，它有數據傳輸速度快、連接簡單、兼容性好等特點?？紤]NUSB接口的先進性以及目前使用的廣泛性，本系統(tǒng)使用

61、USB接口實現數據通信就完全可以滿足系統(tǒng)的要求。</p><p>　　考慮到單片機芯片具有RS232接口，此處我們通過一種RS232轉USB的芯片——CP2101來實現傳輸功能。</p><p>　　CP2101是一種單芯片USB轉UART的橋接器解決方案。該芯片包含一個USB2．0全速功能控制器EEPROM，緩沖器和帶有調制解調器接口信號的異步串行數據總線。CP2101的UART接口包括

62、TX(發(fā)送)和RX(接收)數據信號以及RTS，CTS，DSR，DTR，DCD和RI控制信號。</p><p>　　CP2101具有很多的優(yōu)點：</p><p>　　(1)高度集成。片內集成512字節(jié)EEOROM(用于存儲廠家ID等數據)，片內集成收發(fā)器、無需外部電阻；片內集成時鐘，無需外部晶體。</p><p>　　(2)低成本，可實現USB轉串口的解決方案。CP2

63、101的USB功能無需外部元件，而大多數競爭者的USB器件則需要額外的終端晶體管、上拉電阻、晶振和EEPROM。具有競爭力的器件價格，簡化的外圍電路，無成本驅動支持使得CP2101在成本上的優(yōu)勢遠超過競爭者的解決方案。</p><p>　　(3)具有低功耗、高速度的特性，符合USB2．0規(guī)范，適合于所有的UART接口(波特率為300bps～921.6kbps)。工業(yè)級溫度范圍為-40℃～85℃。</p>

64、;<p>　　(4)具有較小的封裝。CP2101為28腳5mmx5mmMLP封裝。這在PCB上的尺寸就比競爭對手小30％左右。</p><p>　　MSP430F149有兩個串行口，此處使用串行口1與CP2101連接，CP2101有個集成的內部振蕩器和USB收發(fā)器，所以無需其它外部USB電路組件。連線圖如圖4.2所示：</p><p>　　圖4.2 CP2101電路圖<

65、;/p><p><b>　　4.3數據存儲</b></p><p>　　24小時采集的心電信號數據量計算如下：采樣率500點/s，每個點用8位表示．則數據量為 。這樣大的數據量可以采用Flash或者移動存儲卡的形式存儲?？紤]到SD卡能用讀卡器直接讀入PC機，所以將SD卡作為存儲設備。</p><p>　　SD卡(Secure Digital Mem

66、ory Card)是一種基于半導體快閃記憶器的新一代記憶設備，由松下、東芝和SanDisk公司共同開發(fā)研制，體積小，但擁有高記憶容量、快速數據傳輸率、極大的移動靈活性和很好的安全性。SD卡集合了SanDisk快閃記憶控制和MLC(Multilevel Cell)技術和東芝NAND技術，通過9針的接口與專門的驅動器相連接，不需額外的電源來保持其上的記憶信息。傳輸速率高達20MB/S，并且具有物理寫保護開關，保證數據的安全性。</p&

67、gt;<p>　　SD存儲卡定義了兩種可選擇的通信協(xié)議：SD模式和SPI模式。主機能自動選擇其中任意～種模式。當接收到主機的復位指令后，卡能檢測到主機要求的模式，并在這種通信模式下進行下一步的通信。</p><p>　　SD通信協(xié)議又分為1位總線模式和4位總線模式。最新的SDIO卡規(guī)范規(guī)定高速I/O卡必須支持SD存儲卡的所有通信模式。</p><p>　　SPI接口協(xié)議首先是

68、由Motorola公司提出來的，現在廣泛存在于各類微型控制器中。SPI總線系統(tǒng)是一種同步串行外設接口，允許MCU與各種外圍設備以串行方式進行通信、數據交換。SPI系統(tǒng)可直接與各個廠家生產的多種標準外圍器件直接接口，SPI系統(tǒng)一般使用4條線：串行時鐘線CLK、主機輸入/從機輸出數據線MISO、主機輸出/從機輸入數據線MOSI和低電平有效的從機片選線CS。模塊電路圖如圖4.3所示。</p><p>　　CLK、MIS

69、O、MOSI和CS四線構成SPI通訊接口，分別與單片機MSP430F149的P3.0-P3.3口相連，因為這四個端口有第二復用功能，即SPI接口。另外CD(Card Detect)和WP(Write Protect)都是SD卡槽自帶的硬件功能(部分卡槽不帶此功能)，將它們分別與單片機的P1.0和P1.1口相連，用于檢測當前SD卡是否插入，以及寫保護是否打開，然后將這些狀態(tài)通過液晶界面顯示出來，供用戶選擇。本設計具體采用金士頓1GB的SD

70、卡作為存儲設備，它在容量和功耗上完全滿足設計需求。</p><p>　　圖4.3 SD卡連接電路圖</p><p><b>　　4.4時鐘日歷芯片</b></p><p>　　時間是心電信號分析中一個很重要的參考項,所以時間對本系統(tǒng)來說是一個非常關鍵的參數。為了給醫(yī)生診斷提供詳細的心電數據和資料，我們必須記錄下各段心電信基于MSP430超低功

71、耗MCU的便攜式心電監(jiān)護儀及其系統(tǒng)的研究；因此我們在系統(tǒng)中加入了實時時鐘芯片X1208，它是一個SOP封裝的8腳的芯片,X體積僅為5mmX4.9mm。X1208是Xicor公司生產的低功耗CMOS型實時時鐘集成電路。雙端口時鐘和報警寄存器可使時鐘即使在讀寫操作期間也能精確地工作。它通過I2C總線方式可與各種單片機接口，具有日歷、時鐘、計時，可編程定時中斷等功能，并提供閏年校正。它有兩個獨立的鬧鐘，報警可按秒、分、時、日、月及星期設置。報

72、警輸出可作中斷請求信號。工作電源及備份電池電源都有寬的電壓范圍。X1208是標準的I2C總線接口，具有操作簡單的特點。</p><p><b>　　4.5液晶顯示</b></p><p>　　液晶是介于液體和晶態(tài)固體之間的一種各向異性凝聚流體，它既像液體那樣具有流動性，又像晶體那樣具有光學上的各向異性。從微觀結構看，液晶材料的分子形狀都是各向異性的，并且具有固有電矩，

73、所以有極性。當受到外電場的作用時，液晶會發(fā)生湍流。撤除電場后，分子長軸又重新平行排列起來，沿該方向又恢復透明。我們正是利用液晶的這種效應顯示圖像和字碼的。</p><p>　　液晶顯示屏(LCD)是由不同部分組成的分層結構。顯示屏由兩塊玻璃板構成，其間由包含有液晶材料的均勻間隔隔開。液晶材料本身并不發(fā)光，所以在顯示屏兩邊都設有作為光源的燈管，而在液晶顯示屏背面有一塊背光板和反光膜。背光板是由熒光物質組成的可以反射

74、光線。它的作用主要是提供均勻的背景光源。當LCD中的電極產生電場時，液晶分子就會產生扭曲，從而將穿越其中的光線進行有規(guī)則的折射，然后經過第二層過濾層的過濾在屏幕上顯示出來。</p><p>　　液晶顯示屏一般分為段式和點陣式。點陣式中的點相當于段式中的段，由于點很多，可以顯示更為復雜的內容。在本監(jiān)護終端設計中，我們采用了RTl2864CT點陣式液晶顯示器顯示菜單和心電波形。 RTl2864CT點陣式液晶顯示器(L

75、CD)是一個128×64點陣顯示模塊，它的外形尺寸為54．0ram×50．0mm×7．5mm，具有體積小、質量輕、功耗低等優(yōu)點。它是STN黃綠模式，EL背光，可以完成圖形顯示也可以顯示漢字。液晶顯示器具有8位標準數據總線，6位控制線以及電源線，背光亮度可以通過電位器來調節(jié)。液晶顯示器LCD與單片機的連接電路如圖4.4所示。</p><p>　　液晶顯示控制模塊中使用RS，R/W，E，

76、CS1，CS2作為與MSP430數據總線接口的控制信號。RS是數據／指令控制信號，它控制存取的方式，可實現讀寫指令或接受數據。R/W是讀寫控制信號，高電平時液晶顯示器工作在讀模式，低電平時工作在寫模式。CS1、CS2是片選信號，高電平有效，控制液晶的左右半屏顯示，當CS1為高電平時，液晶左半屏顯示；當CS2為高電平時，液晶右半屏顯示。系統(tǒng)中所使用的RTl2864CT液晶顯示器內置有DC/DC轉換模塊，所以不用另外發(fā)生調節(jié)液晶對比度所需的

77、負壓，直接從電源分壓即可得到驅動LCD所需的電壓值。</p><p>　　圖4.4 LCD顯示接口單元</p><p><b>　　4.6 本章小結</b></p><p>　　本章設計制作單片機外圍電路，包括USB接口電路、存儲電路、液晶顯示電路等，構成心電存儲及顯示部分。</p><p>　　此設計以MSP430

78、系列單片機MSP430F149微處理器為核心器件，自帶A／D轉換器，完成了數據采集與轉換功能；擴展了USB接口，完成了傳輸功能。選擇1GB的SD卡，完成了數據的存儲功能；擴展了液晶顯示器，完成數據顯示功能。</p><p><b>　　結論</b></p><p><b>　　參考文獻</b></p><p>　　1 胡大

79、可．MSP430系列超低功耗16位單片機原理與應用．北京：航空航天大學出版社，2003，20～50</p><p>　　2 秦龍．MSP430單片機C語言應用程序設計實例精講．北京：電子工業(yè)出版社，2006，150～156</p><p>　　3 康華光．電子技術基礎(模擬部分)，高等教育出版社，1989</p><p>　　4 米昶，董峰，解統(tǒng)燕等．Protel

80、DXP 電路設計基礎教程，北京：機械工業(yè)出版社，2004.6</p><p>　　5 張小琴，祖靜，張瑜．基于MSP430單片機的實時數據采集系統(tǒng)設計．太原：中北大學，2008.6</p><p>　　6 余學飛．現代醫(yī)學電子儀器原理與設計．廣州：華南理工大學出版社 2007.9</p><p>　　7 彭勇．醫(yī)學生理學．秦皇島：，2006.6</p>

81、<p>　　8黃磊，萬遂人，冒懋．基于MSP430的便攜式無線心電監(jiān)護儀的設計 東南大學生物科學與醫(yī)學工程學院；皖南醫(yī)學院生物醫(yī)學工程教研 2008.8</p><p>　　9 劉壙彬，王志巧，劉函琳等．基于MSP430F247嵌入式單片機的無線心電監(jiān)護系統(tǒng)．成都：四川大學電氣信息學院，2008,8</p><p>　　10 袁媛，沈小林，王忠慶．基于MSP430心電信號數據

82、采集與傳輸分析．太原：中北大學電氣工程系，2009.1</p><p>　　11 朱大緩．非接觸式心電檢測系統(tǒng)的研究．成都：西南交通大學，2008.6</p><p>　　12 李剛等．新型的高性能生物電放大器．北京：電子產品世界，2002，</p><p>　　13 姜葦等．新型高共模抑制比生理電信號前置放大器設計的研究．儀器儀表學報，2003，8(24)<

83、/p><p>　　14 秦龍，張小平，王渝梅．基于MSP430F149實現的心電信號采集存儲傳輸系統(tǒng)．重慶通信學院，解放軍78088部隊網關中心，2005.3</p><p>　　15 王偉，李章勇．動態(tài)心電監(jiān)護儀中心電信號采集與無線收發(fā)系統(tǒng)的設計重慶：重慶郵電學院，2006.2</p><p>　　16 余學飛．醫(yī)學電子儀器原理與設計．廣州：華南理工大學出版社，200

84、6.3</p><p>　　17 王磊。低功耗便攜式心電儀設計與研制．哈爾濱：哈爾濱工程大學， 2007.3</p><p>　　18 陳真誠．基于MSP430單片機的便攜式動態(tài)心電監(jiān)護儀研制．長沙：中南大學，2009.5</p><p>　　19 周立功等．USB2.0與OTG規(guī)范及開發(fā)指南．北京：北京航空航天大學出版社，2004</p><p

85、>　　20 張迪．社區(qū)醫(yī)療心電遠程實時監(jiān)護系統(tǒng)的研究開發(fā)．北京：北京工業(yè)大學，2009.5</p><p>　　21 王保華．生物醫(yī)學測量與儀器．上海：復旦大學出版社，2003</p><p>　　22 林家瑞．微機式醫(yī)學儀器設計．武漢：華中科技大學出版社，2004：</p><p>　　23林美善．基于藍牙通信的心電采集系統(tǒng)的設計．北京：北京郵電大學，200

86、9.2</p><p>　　24 TlComPany.MSP43OFamilyAssemlyProgrammer’5Guide.TEXAS</p><p>　　INSTRUMENTS.1995.04</p><p>　　25 TlCompany.ArehiteetureUser’5GuideandModuleLibrary.TEXAS</p><

87、p>　　INSTRUMENTS.1995:64～71</p><p>　　26 EPSON．S1D13700 Embedded Memory Graphics LCD Controller Hardware Functional Specification，2004</p><p>　　27 TEXAS INSTRUMENTS．MSP430xlxx Family User Guide

88、，2006</p><p><b>　　致謝</b></p><p><b>　　附錄1</b></p><p><b>　　附錄2</b></p><p>　　畢業(yè)設計（論文）評審意見表</p><p>　　注：評語表填寫內容小四號字，行距為20磅。(