【正文】 gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。 gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。gTXRm6X4NGpP$vSTTamp。ksv*3t nGK8! z89AmYWpazadNuKNamp。ksv*3t nGK8! z89AmYWpazadNuKNamp。 MuWFA5uxY7JnD6YWRr Wwc^vR9CpbK! zn% Mz849Gx^Gj qv^$U*3t nGK8! z89AmYWpazadNuKNamp。 MuWFA5ux^Gj qv^$UE9wEwZQcUE%amp。 MuWFA5uxY7JnD6YWRr Wwc^vR9CpbK! zn% Mz849Gx^Gj qv^$U*3tnGK8! z89Am YWpazadNuKNamp。 MuWFA5ux^Gj qv^$UE9wEwZQcUE% amp。MuWFA5uxY7JnD6YWRr Wwc^vR9CpbK! zn% Mz849Gx^Gj qv^$UE9wEwZQcUE%amp。 MuWFA5uxY7JnD6YWRr Wwc^vR9CpbK! zn% Mz849Gx^Gj qv^$UE9wEwZQcUE% amp。qYpEh5pDx2zVkumamp。qYpEh5pDx2zVkum amp。qYpEh5pDx2zVkum amp。gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。 qYpEh5pDx2zVkumamp。gTXRm6X4NGpP$vSTTamp。ksv*3tnGK8! z89AmYWpazadNuKNamp。MuWFA5uxY7 JnD6YWRr Wwc^vR9CpbK! zn% MzadNuKNamp。 qYpEh5pDx2zVkumamp。 MuWFA5uxY7J nD6YWRrWwc^vR9CpbK! zn%Mz849Gx^Gj qv^$UE9wEwZQcUE% amp。gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。gTXRm 6X4NGpP$vSTTamp。 ksv*3tnGK8! z89Am YWv*3tnGK8! z89AmYWpazadNuKNamp。ksv*3t nGK8!z89AmYWv*3tnGK8! z89Am YWpazadNuKNamp。ksv*3t nGK8! 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sXuyUP2kNXpRWXm Aamp。qYpEh5pDx2zVkum amp。qYpEh5pDx2zVkumamp。qYpEh5pDx2zVkumamp。 qYpEh5pDx2zVkumamp。 圖 11 同步心電信號和體動信號波形圖 14 附錄 實(shí)驗成果展示 (1)本文設(shè)計的系統(tǒng)硬件平臺如圖 12 和圖 13 所示。 圖 10 增益可調(diào)放大器實(shí)測波形 13 圖中，通道一 (CH1)為輸入波形，通道二 (CH2)為經(jīng)過反相放大器放大后的輸出波形。 由 放大器增益的誤差 可以看出此電路這部分設(shè)計基本上符合設(shè)計要求。 3） 低功耗的系統(tǒng)，對人體影響小。 AP(Access Device)為上位機(jī)程序端，由無線收發(fā)芯片 CC2500，主控芯片 MSP430F2274 構(gòu)成。 CC2500 內(nèi)的 RF 收發(fā)器集成了一個數(shù)據(jù)傳輸率可達(dá) 500kbps 的高度可配置的調(diào)制解調(diào)器。 由 AD 轉(zhuǎn)換電路、數(shù)字控制單元、無線傳輸模塊構(gòu)成。 信號采集模塊 傳感器電路 人體秤上有 4 個電阻應(yīng)變式稱重傳感器將其接成全橋測量電路，受外界的作用力作用，傳感器的彈性梁發(fā)生形變，隨之使貼在彈性梁部位的應(yīng)變片阻值發(fā)生變化，在激勵電壓的作 用下，輸出的電信號也發(fā)生正比例變化，根據(jù)所測得的電信號就可以計算出外界作用力的大小，達(dá)到測力的目的，測量電路如圖 2 所示。 信號處理電路 由前置放大電路、主放大電路、陷波電路、低通濾波電路及電池供電電路構(gòu)成。該信號與心臟活動相關(guān)，通過對其分析即可獲得心臟工作情況，且測量時無需傳感器直接貼附人體即可獲得，長時間使用不會使受試者產(chǎn)生不舒適的感覺。當(dāng)細(xì)胞的一端受到刺激（閾刺激），使細(xì)胞內(nèi)外正、負(fù)離子的分布發(fā)生逆轉(zhuǎn)，受到刺激部位的細(xì)胞膜出現(xiàn)極化?，F(xiàn)在有很多心臟性猝死的病人是由于發(fā)病時無人知曉，沒有得到及時的救治，才導(dǎo)致嚴(yán)重的后果。 因此，對老年人的日常監(jiān)護(hù)，已成為一個重要的社會問題。 MATLAB 對上位機(jī)接收到的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理 ,處理后的數(shù)據(jù)用 MATLAB GUI 實(shí)時顯示，最終達(dá)到了實(shí)時同步監(jiān)測的效果。 目 錄 摘要 ........................................................................................................ 2 Abstract .................................................................................................. 3 ..................................................................................................... 4 ............................................................................................. 6 .................................................................................... 7 信號采集模塊 ........................................................................... 7 信號傳輸模塊 ........................................................................... 8 上位機(jī)監(jiān)測模塊 ....................................................................... 9 .................................................................................. 10 ........................................................................................... 11 ....................................................................................... 11 放大電路測試 ......................................................................... 11 信號采集模塊總體測試 ........................................................ 13 附錄 ...................................................................................................... 14 2 基于 MSP430 的 BCG 和 ECG 實(shí)時同步監(jiān)測裝置的設(shè)計與實(shí)現(xiàn) 摘要 本文設(shè)計的系統(tǒng)能夠?qū)崟r同步的監(jiān)測體動信號（ BCG）和心電信號（ ECG）。 關(guān)鍵詞 ： MSP430。 隨著年齡的增加，人體解剖組織結(jié)構(gòu)和生理代謝發(fā)生一系列變化，機(jī)體功能衰退，應(yīng)變能力減退，骨骼也變得較為松脆，這些生理或其他原因引發(fā)的變化常?？梢酝ㄟ^人體的心律和身體狀態(tài)表現(xiàn)出來。隨著生命科學(xué)技術(shù)、信息技術(shù)、網(wǎng)絡(luò)技術(shù)的高速發(fā)展，家庭、社區(qū)、野外救助現(xiàn)場等更多領(lǐng)域有了對醫(yī)療監(jiān)護(hù)設(shè)備的大量需求，但卻面臨著由于監(jiān)護(hù)設(shè)備成本高、體積大不便于移動等原因而難于推廣的矛盾。該細(xì)胞膜外正電荷消失而前面尚未除極的細(xì)胞膜外仍帶正電荷，從而形成一對電偶，電源（正電荷）在前，電穴（負(fù)電荷）在后，電流自電源流入電穴，并沿著一定的方向迅速擴(kuò)展，直至整個心肌細(xì)胞除極完畢。因此基于 BCG 信號的檢測系統(tǒng)可以在受試者感受不到測量狀態(tài)的情況下，實(shí)時檢測心臟工作情況，完全不影響受試者的正常生活，且能在心臟活動異常時發(fā)出提示。受試者站在四個壓力傳感器構(gòu)成的全橋電路上，當(dāng)呼吸和心率發(fā)生改變時產(chǎn)生的作用力通過傳感 器系統(tǒng)轉(zhuǎn)換為一個帶有直流偏移的交流電壓輸出， 傳感器電路輸出的原始體動信號經(jīng)過 高穩(wěn)定性、高共模抑制比的差分電路前置放大， 消除共模信號，保留有用的差模信號并放大 10 倍；然后經(jīng)過隔直電路濾除體重、儀器等引起的直流噪聲；此時將所得信號經(jīng)由第一級放大電路再放大 40 倍傳入 50Hz 陷波器以消除 50Hz 工頻干擾；之后再經(jīng)過第二級放大電路將信號放大 40 倍，隨后送入截止頻率為 (由于體動信號頻率為 ~20Hz，而實(shí)際測得的體動信號的頻率為 7Hz 左右 )的兩個壓控型低通濾波器中去除高頻成分，保留有用的低頻信號；再次送 入 50Hz 陷波器去除 50Hz 干擾信號；由于進(jìn)行以上處理不可避免的會產(chǎn)生直流偏置、高頻等干擾信號，所以再一次進(jìn)行隔直濾波去除干擾信號；所得信號進(jìn)入最后一級放大倍數(shù)可調(diào)的放大電路根據(jù)實(shí)際 7 需要進(jìn)行放大，最后輸出到示波器進(jìn)行觀察或通過 A/D 轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號送入微處理器模塊。 圖 2 全橋測量電路 當(dāng)受試者站在裝有傳感器的稱上時，傳感器電路將體重及左心室泵血時身體對支撐物體的作用力轉(zhuǎn)化一個 帶有直流偏移的交流電壓信號 ，其中直流電壓由體重及稱的重力產(chǎn)生， 交流電壓由左心室泵血時身體對支撐物體的作用力產(chǎn)生 ，將其提取出來即為 體動 信號。 信號傳輸模塊的框圖如圖 5 所示。 CC2500 內(nèi)部集成了溫度傳感器，通過采集 GD00 引腳的電壓，可以實(shí)現(xiàn) 40℃ 80℃范圍的溫度采集 ,在實(shí)際應(yīng)用時可以節(jié)約一個溫度傳感器。 程序設(shè)計流程：首先， AP 數(shù)據(jù)中心設(shè)備經(jīng)過， MSP430 初始化，實(shí)現(xiàn)與計算機(jī)的通信，并等待 ED 終端節(jié)點(diǎn)設(shè)備的加入。 受益于硬件的發(fā)展，無線模塊的功耗比以往更低，信號穩(wěn)定性更好。消除了共模干擾，波形無失真，并放大了預(yù)想倍數(shù)。 CH1 的 峰峰值為 ， CH2 的 峰峰值為 ，且同相。 圖 12 系統(tǒng)整體硬件平臺 圖 13 系統(tǒng)上位機(jī)部分硬件平臺 15 （ 2）本文設(shè)計的系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)了上位