1、西安欧亚学院本科毕业论文（设计）基于 MSP430 的心率检测系统硬件设计The hardware circuit design of heart_rate detecting system base on MSP430摘要 基于红外检测和 MSP430 单片机主控的便携式心率信号测试仪，采用红外对管和指脉测量原理采集人体心率信号，经放大、滤波、整形等信号调理，至单片机主控单元，对心率信号进行分析、处理，并通过 LCD 显示和语音提示，实现智能心率检测。关键词：指脉测量；信号调理；心率检测。Abstract The portable cardiotach ometer which base o
2、n infrared detecting and besubject to MSP430 single-chip microcomputer ,use the principle of infrared and thumb-pulse measure to detec heart-rate signal. The signal be treat with magnified, filter,Plastic etc. The main control unit of SCM process and analysis the heart-rate signal,Intelligent heart-
3、rate detecting be realized by LCD display and voice clew.Key: Thumb-pulse measure; Signal process; Heart-rate detecting.西安欧亚学院本科毕业论文（设计）1目录1. 概述2 方案论证 .2.1 传感器方案论证 .2.2 前置放大器方案论证 .2.3 低通滤波器方案论证 .2.4 后级放大器方案论证 .2.5 整形电路方案论证 .2.6 心率信号处理方案论证 .3 整体方 案设计 .4 单元电路设计 .4.1 传感器电路设计 .4.2 前置放大器电路设计 .4.3 低通滤波器电路
4、设计 .4.4 后级放大电路设计 .4.5 整形电路设计 .4.6 心率信号处理电路设计 .5 电路测试与数据分析 .5.1 测试仪器 .5.2 测试方法 .5.3 测试数据 .6 问题及处理 .结 论 .致 谢 .参考文献西安欧亚学院本科毕业论文（设计）1一、概述统计表明，由心脏引发的多种突发性疾病，严重影响人们的身体健康。因此，研究一种携带方便、使用简单，能够在家里随时进行心率信号测量的简易心率检测仪，具有现实意义。本课题是基于红外和 MSP430 单片机的便携式简易心率信号测试仪。检测前端采用红外传感器和无线传输技术，控制单元采用 MSP430 系列单片机。 人体手指末端含有丰富的小动脉
5、，它们和其它部位的动脉一样, 含有丰富的信息。手指尖的微血管随着心脏的跳动发生相应的脉搏的容积变化，光发射电路发出的特定波长的光透过手指到光电器件，此过程被检测生理量(人体的脉搏)转换成光信号，通过光电器件转换为电信号，送入前级放大电路将信号放大、滤波，得到脉搏信号，该信号经再次放大、整形处理，送至 MSP430 主控单元.从光源发出的光除被手指组织吸收的部分外，一部分由血液漫反射返回。光电式脉搏传感器按照光的接收方式可分为透射形式和反射式，其中透射式的发射光源与光敏接收器件的距离相等并且对称布置，接收的是透射光，这种方法可 较好地反映出心律的时间关系，但不能精确测量出血液容积量的变化；反射式
6、的发射光源和光敏器件位于同一侧，接收的是血液漫反射回来的光，此信号可以精确 测量血管内容积变化。本系统采用指脉测量原理和红外光电传感器实现心率信号测量。信号调理电路包括前置放大器、低通滤波电路、可控增益放大器和整形电路等环节。放大电路将检测信号放大、整形后，加至单片机进行 A/D 转换，再由单片机将 A/D 转换的数据进行分析、处理，得到心率值，根据心率值判断并通过 LCD 显示。2、方案论证人体心率信号的频率范围为 0.783.33Hz 之间，幅度约为 10V5，信号十分微弱，加之心率信号中通常混杂有其它生物电信号，以及外界与仪器本身产生的光电等干扰信号影响，因此系统对抗干扰能力和信号处理能
7、力要求较高。2.1传感器方案论证方案一：采用压电陶瓷片作为传感器将压电陶瓷片贴于人体颈部，感受心跳时颈部动脉压力变化，在陶瓷片两面产生电位差，通过采集电压变化信号探测心跳。方案二：采用红外发射、接收二极管作为传感器该方案利用指脉的测量原理，指脉测量属于检测有无脉博的测量，有脉搏时遮挡光线，输出端无信号或信号非常小，无脉搏时透光强，输出端有信号且信号很强。结论：用压电陶瓷片测量心率信号时，外界干扰信号对电路的影响较小，抗干扰能力强，但由于其电路结构复杂，测量方法繁琐，故不采用；指脉测量的电路结构简单，拟采用此方案。但由于红外接收二极管属于光敏元件，外界光电信号极易对其产生影响，所以在电路设计时，
8、应考虑电路的抗干扰性能，并在电路中加入低通滤波器，削弱外界干扰信号对心电信号的影响。 2.2 前置放大器方案论证方案一：采用普通集成运算放大器西安欧亚学院本科毕业论文（设计）2采用集成运算放大器 LM358。LM358 内部包括有两个独立的高增益、内部频率补偿的双运算放大器，适合于电源电压范围很宽的单电源使用，也适用于双电源工作模式，具有电源电压范围宽、低功耗电流、低输入偏置电流、输出电压摆幅大等特点。方案二：采用典型的仪用放大器。电路如图 1 所示。该电路具有高输入阻抗、低输出阻抗、高共模抑制比等特点，有效的抑制外界干扰。本电路由 U1,U2 组成同相并联输入第一级放大，U3 为差动放大，R
9、G 用于改变放大器的增益，电路中要求 R1 与 R2，R3 与 R4 须匹配。 图 1 三运放仪用放大电路结论：由于三运放仪用放大电路采用过多的集成运放和分立元件，且电阻难以做到匹配，因此，共模抑制能力下降，加之心率信号的频率信号非常低，低于一般的干扰信号，加入低通滤波器即可有效的抑制外界的干扰。故本课题采用普通的集成运算放大器 LM358 作为心率信号的前置放大器。 2.3 低通滤波器方案论证低通滤波器主要用于抑制心率信号中 5HZ 以上高频干扰，并获取纯净的心率信号，即按人体心跳在运动后最高跳动次数达 240 次/分来计算，其截止频率为 4HZ,但为了保证心率信号不被衰减过大，将其截止频率
10、设为 5Hz。方案一：采用二阶切比雪夫低通滤波器。切比雪夫滤波器与其他有源滤波器相比，在相同的阶数下，其值在进入阻带以后衰减更陡峭，其幅频特性曲线为-40dB/10 倍频，接近理想滤波器的要求，但其通带内输出有波纹，输出信号不平滑。方案二：采用二阶巴特沃斯低通滤波器。巴特沃斯滤波器的特点是通频带内的频率响应曲线最大限度平坦，没有起伏，而在阻频带则逐渐下降为零，幅频特性曲线为-40dB/10 倍频。在振幅的对数对角频率的波德图上,从某一边界角频率开始,振幅随着角频率的增加而逐步减少,趋向负无穷大，特别适用于低频应用，其对于维护增益的平坦性来说非常重要。方案三：采用二阶贝塞尔低通滤波器其电路结构简
11、单，且加入了集成运算放大器，因此具有输入阻抗高，输出阻抗低等特点，同时具有输入缓冲作用，通带外幅频特性曲线能达到-40dB/10 倍频。贝塞尔滤波器能在它的通频带内提供平坦的幅度和线性相位（即一致的群延时）响应。西安欧亚学院本科毕业论文（设计）3结论：切比雪夫低通滤波器通带内输出有波纹，输出信号不平滑，对于幅度非常低且极不稳定的心率信号来说影响较大，故不予采用。贝塞尔滤波器与巴特沃斯滤波器相比，均能维持通带内输出波形的平坦性，但贝塞尔滤波器的电路结构够简单，为了简化电路结构，缩小成本，故本课题采用二阶贝塞尔滤波器作为低通滤波器。2.4 末级放大器方案论证方案一：采用固定增益放大器固定增益放大器
12、采用和前置放大器相同的电路结构，但其增益较低。红外光电接收管输出的信号一般在 3mV10mV 之间，为保证心率信号足够大，以便于后续处理，但又不能失真，因此整个电路的放大倍数设在 1000 倍左右为宜，由于前级放大倍数在 100 倍左右，故后级放大倍数大约在 10左右。方案二：采用可控增益放大器可控增益放大器与固定增益放大器的区别仅在于前者的增益不可调，后者的增益可调。结论：由于人体心率信号极不稳定，变化范围大、且信号幅度的大小因人而异，因此，最可取的方式是将后级放大器设置为增益可调放大器。本课题采用了有别与传统的可调增益放大器的方案，传统的方式是将反馈电阻用可调电位器代替，通过调节电位器即可
13、改变放大倍数，但使用起来极不方便，因此本课题采用了用单片机和模拟开关来控制放大倍数的自动控制方案，即单片机随时采集输出信号的大小，并和单片机设置的基准电压进行比较，当输出信号幅度小于基准电压时，单片机控制模拟开关的“开”与“合” ，使放大器的放大倍数增大，当输出信号幅度大于基准电压时，单片机控制模拟开关，使放大器的放大倍数减小，使其达到智能控制的目的。2.5 整形电路方案论证经过放大、滤波后的心率信号还不能直接送入单片机系统处理，还必须对其进行整形，得到一个可供单片机处理的脉冲信号。本系统提供以下两种整形方案：方案一：采用用 555 定时器构成的施密特触发器。施密特触发器具有回差电压特性，能将
14、边沿变化缓慢的电压波形整形为边沿陡峭的矩形脉冲，为数字系统提供标准的脉冲信号。用施密特触发器可以将任意形状的信号转变为矩形脉冲信号，其电路结构简单，但是其内部参考电压由电源电压 VCC 决定，不可变。方案二：采用电压比较器。根据心电信号主波幅值高的特点，通过设置合适的比较器门限电压，即可得到准确、平滑的矩形脉冲信号。门限电压由外部电路提供。设计时，通常将电源电压经分压电阻分压后供给比较器，为了便于调节，分压电阻一般采用电位器。结论：由于施密特触发器内部参考电压不可调，当不同的人心率信号幅度相差较大时，不便于调整，与施密特触发器相比，电压比较器门限电压由外部电路提供，可方便的调试，故本课题采用电
15、压比较器作为整形电路。 2.6 主控单元方案论证数据处理和外围设备控制采用 MSP430F157 单片机。该芯片具有丰富的片内外设，西安欧亚学院本科毕业论文（设计）4如：时钟系统、看门狗、通用定时器、3 个捕获/比较定时/计数器、PWM、2 个中断端口、I/O 端口、比较器、12 位 ADC、USART 等，是一款性价比极高的单片机系统。利用它作为心率信号的处理、控制器，极大地简化了系统硬件电路和开发成本。3、整体方案设计图 2 系统总体方框图系统整体方框图如图 2 所示。本系统采用红外传感器采集人体信号，利用指脉测量原理，检测人体心率信号；心率信号经前置放大，有源滤波器有效滤除 5HZ 以上
16、的高频干扰信号；受控于主控单元的程控放大器可自动稳定检测信号的输出电平，以适应不同的测量应用场合和测量对象；整形电路将模拟量心率信号换为矩形脉冲信号，作为单片机的脉冲计数信号。送入主控单元的检测信号可以采用脉冲计数方式，也可以采用模数变换方式，本电路兼具脉冲计数和模数变换两种接口方式。4、单元电路设计4.1 传感器电路设计本电路检测前端采用红外传感器，原理电路如下：图 3 检测前端电路西安欧亚学院本科毕业论文（设计）5电路中，发光管 LED1 与 R1 串联，R1 在电路中起限流作用，接收管 LED2 与电阻 R2 串联，R2起限流，R3 与 R2 串联接入电源端，起分压作用，为后级放大电路提
17、供一个大约 1.8V 的直流偏置。由于接收管阻抗较大，为了防止接收管与前置放大电路之间的相互影响，在接收管输出与前置放大器之间加入电压跟随器，对两级电路进行隔离，同时具有输入缓冲作用，提高了电路的稳定性。电容 C1 与 R2、R3、放大器 U1 构成一阶低通滤波器，对心率信号以外的高频干扰具有一定的削弱作用。首先，红外发射管 LEDA 发射红外线，而 LED2 则接收相应组织的半透明度，同时转换为电信号。由于脉搏一般在 50 次/分240 次/分之间，对应的频率范围在 0.78Hz4Hz 之间，因此经红外检测采集到并转换得到的电信号频率就非常低。为了防止信号因外界高频信号干扰而使检测结果有误，
18、信号就必须先进行低通滤波，以便滤出绝大部分的高频干扰。电路中采用 C1和 R2、R3 来完成滤除高频干扰的任务。4.2 前置电路设计由于在实际应用中，外界信号的干扰，以及考虑到放大器的稳定性，一级放大器不能实现如此大的增益，所以电压放大器一般由两级组成，分为前置放大器和后级放大器。前置放大器电路如图4 所示：图 4 前置放大器电路电路中，稳压管 D1 为放大器 U2 的输入端提供一个双电源供电转变为单电源供电时所需的直流偏压，此电压为 1.2V。电容 C5 在电路中的作用是为了防止放大器增益过高产生自激现象。电阻R6、R5 与 C5 的阻抗一起决定电路的放大倍数。在一般情况下，为防止心率信号产
19、生非线性失真，放大器的放大倍数不宜设的过高，为了便于后续处理，心率信号整的放大倍数在 1000 倍左右，考虑到整个电路的放大要求以及放大器的性能，我们将其前置放大器的放大倍数设置为 100 倍。4.3 低通滤波器电路设计为了防止前面对于高频干扰滤除的不够彻底，电路中还设计了由放大器 U3、电阻 R8、R9 和电容 C6、C7 组成的 5HZ 有源低通滤波器电路，进一步滤除高频干扰，如图 5 电路。西安欧亚学院本科毕业论文（设计）6图 5 5HZ 有源低通滤波器电路该低通滤波器采用二阶贝塞尔滤波器，它具有巴特沃斯滤波器的所有优点，其通频带内的频率响应曲线非常平坦，没有起伏，对带外的衰减可以达到-
20、40dB/10 倍频，是一种比较流行、广泛应用的滤波器。此外，它还具有设计成本低，电路结构简单等特点。按人体心跳在运动后最高跳动次数达 240 次/分来计算，其截止频率为 4HZ,但为了保证心率信号不被衰减，在这里将其截止频率设为 5Hz。电路中要求 R8=R9，C6=2C7，根据其截止频率公式：可以确定 R8、R9 和 C6、C7 的值。如果取 R8、R9 的值为 100K ，可以算出C7=300nF,C8=2*C7=600nF。图 6 有源低通滤波器幅频特性4.4 末级电路设计心率信号经过前级放大后，幅度还未达到理想的应用值，且还有一定的干扰，因此需要后级放大器继续放大，以达到使用要求。此
21、外，由于心率信号极不稳定，幅度大小也因人而异，因此，后级放大电路需设置为增益可调电路，增益可调电路一般有两种，一种是用可调电阻作为放大器的反馈电阻，测试时根据实际信号幅度的大小通过改变可调电阻阻值大小，达到需要的信号幅度大小，此方法电路结构简单，但使用较麻烦。另一种方法是采用可以通过单片机控制的双向模拟开关电路，通过单片机自动控制增益的大小，以达到所需的信号幅度大小。本系统后级放大电路采用增益可调的可控增益放大电路，电路主要由运算放大器 LM358 和四双向模拟开关 CD4066 构成。CD4066 的每个封装内部包括 4 个独立的模拟开关，每个模拟开关有输入、输出、控制三个端子，其中输入端和
22、输出端可互换。当控制端加高电平时，开关导通；当控制端加低电平时开关截止。模拟开关导通时，导通电阻为几十欧姆；模拟开关截止时，呈现很高的阻抗，可以看成为开路。模拟开关可传输数字信号和模拟信号，可传输的模拟信号的上限频率为 40MHz。各开关间的串扰很小，典型值为50dB。西安欧亚学院本科毕业论文（设计）7754321uRA图 7 末级程控放大电路由于前置放大器的放大倍数为 100，整个放大器的放大倍数为 1000 倍，因此将后级放大倍数设置为 10 倍。如图 7 所示，当控制端 IN1、IN2、IN3、IN4 全部接低电平时，模拟开关 CD4066 全部断开，电路的放大倍数最高，由放大倍数公式：
23、可知， Au10；IN1、IN2、IN3、IN4 全部接高电平时，模拟开关 CD4066 全部合上，R2、R3、R4、R5 全部短路，电路的放大倍数最低。电容 C1 在电路中的作用是隔直，防止前后级电路之间的相互影响。电容 C2 防止放大器产生自激，1.2V 电压为放大器提供所需的直流偏置电压。4.5 整形电路设计上述心率信号为模拟信号，不能直接作为单片机的接口信号，必须整形处理成方波信号。本电路采用 LM393比较器作整形电路。图 8 整形电路图中，输入信号由电压比较器 U4 的正端输入，参考电压由电源电压经 R10、R11 分压后从比较器负端输入,电压 R12 为一个上拉电阻，用于抬高输出
24、脉冲电平。U4 工作时，当输入信号高于参考电压时，比较器输出高电平，当输入信号低于参考电压时，比较器输出为低电平。经过电压比较器U4 输出的脉冲信号就是后面单片机控制电路所需的实际脉冲，通过 R12 送到单片机 P2.2 引脚后，就可实现后面的单片机处理，并实现心率信号的计数和 LCD 显示。整形前与整形后的波形如图 9 所示：西安欧亚学院本科毕业论文（设计）8图 9 心率信号整形前后对照 4.6 主控单元电路 本部分电路主要由 MSP430F157 单片机、SMC1602A 液晶显示芯片、8MHz 的晶振电路、键盘电路、以及复位电路等几个部分组成。电路主要完成对于前面采集处理得到的脉冲进行捕
25、获计数和 LCD 显示。经采集处理后得到的脉冲信号，通过 P2.2 引脚输入到单片机中。单片机被设为定时捕获中断触发模式，通过捕获脉冲信号的下降沿来触发中断。因此，每次脉冲下降沿到达时，单片机就将被触发并产生中断进行计时；而当下一次脉冲的下降沿到达时，单片机就对两次脉冲间的时间间隔进行运算，运算的结果就是心率。这个结果值，将通过 P1 口送至 SMC1602A 液晶显示芯片的数据端口，从而被显示出来。 图 10 心率信号处理电路在显示心率值之后，单片机将对此心率值与人体正常脉搏范围进行比较。若此值 X 为60X80，液晶显示芯片中会显示“正常” ，以表示被测者心率正常；若此值不在 6080 范围之内，当 X60 时，液晶显示芯片中会显示“偏低！” ，当 X80 时，液晶显示芯片中会显示“偏高！”，以便表示被测者心率出现不正常。为了直观显示心率节奏，单片机 P3.7 引脚所连接的 LED 均会随着心率闪烁。
