低功耗_基于msp430的bcg和ecg實(shí)時(shí)同步監(jiān)測(cè)裝置的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)

1、<p><b>　　摘要</b></p><p>　　本文設(shè)計(jì)的系統(tǒng)能夠?qū)崟r(shí)同步的監(jiān)測(cè)體動(dòng)信號(hào)（BCG）和心電信號(hào)（ECG）。設(shè)計(jì)系統(tǒng)主要包括三部分。第一部分為信號(hào)的采集調(diào)理模塊。其中體動(dòng)信號(hào)是通過四個(gè)壓力傳感器組成的全橋電路來采集的，再用前端模擬電路對(duì)微弱的體動(dòng)信號(hào)進(jìn)行放大濾波；心電信號(hào)是通過貼在身體表面的傳感器來采集的，再用前端模擬電路對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行放大濾波。第二部分為信號(hào)的傳

2、輸模塊。利用MSP430單片機(jī)內(nèi)部的AD對(duì)信號(hào)進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，再通過CC2500無線模塊發(fā)送到上位機(jī)。第三部分為上位機(jī)實(shí)時(shí)采集和監(jiān)測(cè)。MATLAB對(duì)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(shí)顯示，最終達(dá)到了實(shí)時(shí)同步監(jiān)測(cè)的效果。</p><p>　　關(guān)鍵詞：MSP430; 體動(dòng)信號(hào)；心電信號(hào)；同步監(jiān)測(cè)；MATLAB</p><p><b>　　Abstrac

3、t</b></p><p>　　The paper designs can synchronous monitor BCG and ECG and real time display. In this paper,the system consists of three parts.The first part is signal acquisition module.Among them,the s

4、ensor circuit captures the BCG signal through the four pressure sensors composed of full-bridge circuit and amplifys the signal through the amplifier.The capturing of the ECG signal is through the sensor posted on the bo

5、dy suiface.In the second part ,the signal transmission module is introduced.Here the master ch</p><p>　　Key words: MSP430; BCG; ECG; Synchronous Monitor；MATLAB</p><p><b>　　1.引言</b&g

6、t;</p><p>　　21世紀(jì)被稱為“銀發(fā)世紀(jì)”，世界范圍內(nèi)的老齡化浪潮滾滾而來。根據(jù)中國人口信息研究中心的調(diào)查統(tǒng)計(jì)，2000年中國60歲以上人口比例為10.31％，65歲以上人口占總?cè)丝诘谋壤秊?.17％，按照國際標(biāo)準(zhǔn)來衡量，中國已經(jīng)步入老齡化社會(huì)，而且在今后幾十年其老齡化趨勢(shì)將愈加明顯。另外，隨著社會(huì)經(jīng)濟(jì)的發(fā)展，居住方式的變化，家庭結(jié)構(gòu)的小型化，以及人口流動(dòng)的加速，子女?dāng)?shù)的減少，其老人家庭空巢率正在不斷的

7、加大。因此，對(duì)老年人的日常監(jiān)護(hù)，已成為一個(gè)重要的社會(huì)問題。</p><p>　　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。當(dāng)人生病時(shí)，特別是心臟病發(fā)作時(shí)，心律都會(huì)發(fā)生明顯的改變。另外，由于自身疾病如心腦血管疾病或外界影響等因素，人的身體狀態(tài)也常常發(fā)生改變?nèi)绲?。根?jù)美國國家安全委員

8、會(huì)的報(bào)告指出，在65歲以上的人口中，跌倒所造成的死亡居所有意外死亡原因的第一位，占此年齡段意外死亡的33％。近年來，我國心腦血管疾病發(fā)病率持續(xù)上升，每年有54.4萬人心臟性猝死。面對(duì)越來越嚴(yán)峻的現(xiàn)實(shí)，我們應(yīng)該做好相對(duì)的預(yù)防措施。首先，心腦血管疾病的發(fā)生是有先兆的，如果剛出現(xiàn)病灶時(shí)就立刻救治，很多人是能夠緩解過來的。現(xiàn)在有很多心臟性猝死的病人是由于發(fā)病時(shí)無人知曉，沒有得到及時(shí)的救治，才導(dǎo)致嚴(yán)重的后果。隨著生命科學(xué)技術(shù)、信息技術(shù)、網(wǎng)絡(luò)技術(shù)的

9、高速發(fā)展，家庭、社區(qū)、野外救助現(xiàn)場(chǎng)等更多領(lǐng)域有了對(duì)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(dòng)等原因而難于推廣的矛盾。因此，開發(fā)出體積小、智能化程度高、穩(wěn)定性好心功能實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)與通信系統(tǒng)將成為必然的趨</p><p>　　心臟的基本活動(dòng)包括電活動(dòng)和機(jī)械活動(dòng)，在每個(gè)心動(dòng)周期都是電活動(dòng)在先，機(jī)械活動(dòng)在后，即先產(chǎn)生電激動(dòng)，心房和心室的電激動(dòng)經(jīng)人體組織傳到體表并由電極記錄即為心電信號(hào)（ECG）；然

10、后心臟機(jī)械收縮，機(jī)械收縮對(duì)人體產(chǎn)生力的作用，這個(gè)力的作用經(jīng)由傳感器采集即得到體動(dòng)信號(hào)（BCG）。</p><p>　　心電信號(hào)是心臟生理功能檢測(cè)方法的一種。心臟機(jī)械收縮之前，先產(chǎn)生電激動(dòng)，心房和心室的電激動(dòng)可經(jīng)人體組織傳到體表。心電圖是利用心電圖機(jī)從體表記錄心臟每一心動(dòng)周期多產(chǎn)生電活動(dòng)變化的曲線圖形。心肌細(xì)胞在靜息狀態(tài)時(shí)，膜外排列陽離子帶正電荷，膜內(nèi)排列同等比例陰離子帶負(fù)電荷，保持平衡的極化狀態(tài)，不產(chǎn)生電位變化。

11、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。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(duì)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(gè)心肌細(xì)胞除極完畢。此時(shí)心肌細(xì)胞膜內(nèi)帶正電荷，膜外帶負(fù)電荷，成為除極狀態(tài)。嗣后，由于細(xì)胞的代謝作用，使細(xì)胞又逐漸復(fù)原到極化狀態(tài)，這種恢復(fù)過程稱為復(fù)極過程，復(fù)極與除極先后程序一致

12、，但復(fù)極化的電偶是電穴在前，電源在后，并較緩慢向前推進(jìn)，直至整個(gè)細(xì)胞全部復(fù)極為止。</p><p>　　體動(dòng)信號(hào)是心臟泵生理功能檢測(cè)方法的一種。心臟收縮時(shí)，左心室射血，血液流經(jīng)大動(dòng)脈的不同部分，在收縮早期，血液流經(jīng)大動(dòng)脈的上升段，對(duì)身體的作用力方向?yàn)橛赡_至頭；在收縮后期，血液流經(jīng)大動(dòng)脈的下降段，對(duì)身體的作用力方向?yàn)橛深^至腳。根據(jù)牛頓第三定律，身體會(huì)產(chǎn)生一系列與血流對(duì)身體作用力大小相同方向相反的反作用力，且產(chǎn)生先由

13、頭到腳再由腳到頭方向的微弱振動(dòng)，并使與人體緊密接觸的支撐物體先受到先由頭到腳再由腳到頭的作用力，即在心臟泵血時(shí)，人體對(duì)支撐物體的作用力以重力為基準(zhǔn)變化，方向平行于脊椎軸，將其記錄下來便稱為BCG信號(hào)。根據(jù)其產(chǎn)生原理，將傳感器安裝在支撐物體的人體脊椎軸方向即可獲得BCG信號(hào)。該信號(hào)與心臟活動(dòng)相關(guān)，通過對(duì)其分析即可獲得心臟工作情況，且測(cè)量時(shí)無需傳感器直接貼附人體即可獲得，長時(shí)間使用不會(huì)使受試者產(chǎn)生不舒適的感覺。因此基于BCG信號(hào)的檢測(cè)系統(tǒng)可

14、以在受試者感受不到測(cè)量狀態(tài)的情況下，實(shí)時(shí)檢測(cè)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(dòng)異常時(shí)發(fā)出提示。</p><p>　　本項(xiàng)目主要研究基于MSP430的BCG和ECG實(shí)時(shí)同步監(jiān)測(cè)裝置的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)，現(xiàn)在體動(dòng)信號(hào)與心電信號(hào)同步監(jiān)測(cè)的裝置還很少有，這樣的裝置可以更加全面的監(jiān)測(cè)心臟活動(dòng)狀態(tài)，使在家庭，辦公等環(huán)境下，長時(shí)間實(shí)時(shí)監(jiān)護(hù)和評(píng)估心臟功能變?yōu)榭赡?，進(jìn)一步發(fā)展后還可以輔助醫(yī)生更準(zhǔn)確地了解心臟功能，預(yù)測(cè)

15、診斷心臟疾病，評(píng)價(jià)循環(huán)系統(tǒng)和心臟藥物的性能，評(píng)估生理或心理測(cè)試結(jié)果，及監(jiān)測(cè)睡眠質(zhì)量等。 </p><p><b>　　2.系統(tǒng)方案 </b></p><p>　　本系統(tǒng)能夠?qū)崟r(shí)同步的監(jiān)測(cè)BCG和ECG，在上位機(jī)上進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示便于觀察。系統(tǒng)示意圖如圖1所示。</p><p><b>　　圖1 系統(tǒng)示意圖</b></p&

16、gt;<p>　　本設(shè)計(jì)主要由信號(hào)采集模塊、信號(hào)傳輸模塊和實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)模塊三部分夠成。</p><p>　　體動(dòng)信號(hào)的信號(hào)采集模塊包括傳感器電路和信號(hào)處理電路。傳感器單元是由人體秤改裝的四個(gè)壓力傳感器組成的全橋電路，當(dāng)人站在上面時(shí)，傳感器就可以把由心跳和呼吸及身體位移引起的體動(dòng)信號(hào)傳導(dǎo)出來，送到后面的信號(hào)處理電路中。信號(hào)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。受試者

17、站在四個(gè)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(shí)產(chǎn)生的作用力通過傳感器系統(tǒng)轉(zhuǎn)換為一個(gè)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(dòng)信號(hào)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(hào)，保留有用的差模信號(hào)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(shí)將所得信號(hào)經(jīng)由第一級(jí)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(jí)放大電路將信號(hào)放大40倍，隨后送入截止頻率為15

18、.9Hz(由于體動(dòng)信號(hào)頻率為0.6~20Hz，而實(shí)際測(cè)得的體動(dòng)信號(hào)的頻率為7Hz左右)的兩個(gè)壓控型低通濾波器中去除高頻成分，保留有用的低頻信號(hào)；再次送入50Hz陷波器去除50Hz干擾信號(hào)；由于進(jìn)行以上處理不可避免的會(huì)產(chǎn)生直流偏置、高頻等干擾信號(hào)，所以再一次進(jìn)行隔</p><p>　　心電信號(hào)的信號(hào)采集模塊即信號(hào)處理電路。信號(hào)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。各部分電路與

19、體動(dòng)信號(hào)的信號(hào)處理電路類似。</p><p>　　信號(hào)傳輸模塊將信號(hào)采集模塊的模擬輸出信號(hào)通過模數(shù)轉(zhuǎn)換后通過微處理器模塊處理后，再由無線模塊發(fā)送至上位機(jī)。數(shù)字控制單元采用了TI的msp430，A/D轉(zhuǎn)換芯片采用MSP430內(nèi)部自帶的A/D，無線傳輸單元采用CC2500無線射頻芯片。</p><p>　　實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)模塊，上位機(jī)接收到數(shù)據(jù)后，MATLAB對(duì)接收到的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，處理的后的數(shù)據(jù)在M

20、ATLAB GUI上實(shí)時(shí)的滾動(dòng)顯示波形，實(shí)現(xiàn)了上位機(jī)的實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)。</p><p><b>　　3.系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)</b></p><p><b>　　3.1信號(hào)采集模塊</b></p><p><b>　　傳感器電路</b></p><p>　　人體秤上有4個(gè)電阻應(yīng)變式稱重傳感器

21、將其接成全橋測(cè)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(lì)電壓的作用下，輸出的電信號(hào)也發(fā)生正比例變化，根據(jù)所測(cè)得的電信號(hào)就可以計(jì)算出外界作用力的大小，達(dá)到測(cè)力的目的，測(cè)量電路如圖2所示。</p><p><b>　　圖2 全橋測(cè)量電路</b></p><p>　　當(dāng)受試者站在裝有傳感器的稱上時(shí)，傳感器電路將體重及

22、左心室泵血時(shí)身體對(duì)支撐物體的作用力轉(zhuǎn)化一個(gè)帶有直流偏移的交流電壓信號(hào)，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(shí)身體對(duì)支撐物體的作用力產(chǎn)生，將其提取出來即為體動(dòng)信號(hào)。</p><p><b>　　信號(hào)處理模塊</b></p><p>　　放大電路包括前置放大電路，后級(jí)放大電路和增益可調(diào)放大電路，用于將微弱的體動(dòng)信號(hào)放大。其中，前置放大電路用于消除共模干擾

23、，保留有用的差模信號(hào)，同時(shí)將信號(hào)放大10倍；后級(jí)放大電路共有兩級(jí)，每級(jí)各放大40倍；增益可調(diào)放大電路放在最后一級(jí)，最大可放大50倍，用于根據(jù)實(shí)際測(cè)量情況進(jìn)行調(diào)節(jié)。</p><p>　　濾波電路包括隔直電路，低通濾波電路和陷波電路，用于濾波干擾，盡可能的保留有用信號(hào)。其中，隔直電路用于濾除體重，床等帶來的直流量；低通濾波電路用于去除高頻成分，保留低頻的體動(dòng)信號(hào)；陷波電路用于消除50Hz工頻干擾。設(shè)計(jì)好各部分電路后，

24、根據(jù)微弱生物信號(hào)測(cè)量特點(diǎn)，將各級(jí)電路連接到一起，具體流程如圖3和圖4所示。</p><p>　　圖3 體動(dòng)信號(hào)信號(hào)處理框圖</p><p>　　圖4 心電信號(hào)信號(hào)處理框圖</p><p><b>　　3.2信號(hào)傳輸模塊</b></p><p>　　采集模塊輸出的信號(hào)為模擬信號(hào)，需要將其轉(zhuǎn)換成計(jì)算機(jī)可以使用的數(shù)字信號(hào)。由A

25、D轉(zhuǎn)換電路、數(shù)字控制單元、無線傳輸模塊構(gòu)成。信號(hào)傳輸模塊的框圖如圖5所示。</p><p>　　圖5 信號(hào)傳輸模塊框圖</p><p>　　本項(xiàng)目數(shù)字控制單元采用了TI的MSP430芯片，無線傳輸單元采用了CC2500無線射頻芯片。</p><p>　　采用TI公司的MSP430系列微處理器，該處理器是一款16位的超低功耗的混合信號(hào)控制器，具有豐富的片內(nèi)外設(shè)和方便靈

26、活的開發(fā)手段，特別適合于電池應(yīng)用的場(chǎng)合，并且性能穩(wěn)定。采用了精簡指令集（ RISC ）結(jié)構(gòu)，只有簡潔的 27 條指令，大量的指令則是模擬指令，眾多的寄存器以及片內(nèi)數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器都可參加多種運(yùn)算。而且這些內(nèi)核指令均為單周期指令，功能強(qiáng)，運(yùn)行速度快。16個(gè)寄存器和常數(shù)發(fā)生器可以保證微控制器的代碼效率，數(shù)字控制振蕩器可以使器件從低功耗模式迅速喚醒，在少于6us的時(shí)間內(nèi)便可激活。</p><p>　　無線傳輸單元采用CC25

27、00無線射頻芯片，CC2500是一種低成本單片的2.4GHz收發(fā)器，是專為低功耗無線應(yīng)用而設(shè)計(jì)的。CC2500內(nèi)的RF收發(fā)器集成了一個(gè)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。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(shí)可以節(jié)約一個(gè)溫度傳感器。</p><p>　　電能是傳感器網(wǎng)絡(luò)非常寶貴的資源，為了保證硬件電路的低功耗設(shè)計(jì)，節(jié)點(diǎn)芯

28、片的選擇均使用低功耗、低電壓工作的芯片。系統(tǒng)采用普通電池或可充電鋰離子電池工作，在有條件對(duì)節(jié)點(diǎn)進(jìn)行充電時(shí)，節(jié)點(diǎn)使用鋰離子電池工作，可利用充電模塊為節(jié)點(diǎn)進(jìn)行電能補(bǔ)充，從而確保節(jié)點(diǎn)工作的連續(xù)性，避免了節(jié)點(diǎn)因更換電池造成的工作中斷。</p><p>　　3.3上位機(jī)監(jiān)測(cè)模塊</p><p>　　本設(shè)計(jì)采用了CC2500無線收發(fā)模塊，終端節(jié)點(diǎn)ED（End Device）采集好數(shù)據(jù)后發(fā)送到與上位機(jī)相

29、連的節(jié)點(diǎn)AP(Access Device)，利用MSP430單片機(jī)對(duì)其進(jìn)行處理，再通過USB做成的串口送到上位機(jī)，由于上位機(jī)接收到的數(shù)據(jù)均是ASCII碼，MATLAB將讀取到的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成相應(yīng)的十進(jìn)制數(shù)，然后在MATLAB GUI上實(shí)時(shí)的顯示出來。上位機(jī)監(jiān)測(cè)模塊的框圖如圖6所示。</p><p>　　圖6 上位機(jī)監(jiān)測(cè)模塊</p><p><b>　　4.系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)</b&g

30、t;</p><p>　　本系統(tǒng)以MSP430單片機(jī)作為主控芯片，采用單片機(jī)內(nèi)部ADC10轉(zhuǎn)換芯片，以CC2500射頻模塊作為無線收發(fā)芯片，應(yīng)用傳感技術(shù)，無線收發(fā)技術(shù)和計(jì)算機(jī)技術(shù)，實(shí)現(xiàn)了心臟信號(hào)的采集和監(jiān)測(cè)系統(tǒng)。</p><p>　　整個(gè)系統(tǒng)由兩大塊組成，ED（End Device）終端設(shè)備節(jié)點(diǎn)為信號(hào)采集和發(fā)送端，由無線收發(fā)芯片CC2500和主控芯片MSP430F2274構(gòu)成。AP(Acc

31、ess 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。</p><p>　　程序設(shè)計(jì)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(jì)算機(jī)的通信，并等待 ED 終端節(jié)點(diǎn)設(shè)備的加入。當(dāng)ED端有信號(hào)輸入后，將信號(hào)進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換并通過CC2500無線模塊發(fā)送到AP端，AP端則通過串口送到上位機(jī)進(jìn)行顯示。ED端與AP端程序設(shè)計(jì)流程圖如圖7所示。

32、 </p><p>　　圖7 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)流程圖</p><p><b>　　5.系統(tǒng)創(chuàng)新</b></p><p>　　1)BCG和ECG同步檢測(cè)上的創(chuàng)新。BCG反映的是心臟的機(jī)械活動(dòng)信號(hào)，ECG則反映的是心臟的電活動(dòng)信號(hào)，本系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)了兩者的同步監(jiān)測(cè)，這樣能夠更好的反映心臟的活動(dòng)狀

33、態(tài)。</p><p>　　2）BCG信號(hào)提取方式上的創(chuàng)新。本系統(tǒng)BCG信號(hào)是通過受試者踩在改裝后的人體稱上，通過四個(gè)壓力傳感器傳感器組成的全橋電路來采集體動(dòng)信號(hào)，這樣相對(duì)通過椅子或者床采集體動(dòng)信號(hào)更有優(yōu)勢(shì)，更加簡單、方便。</p><p>　　3）低功耗的系統(tǒng)，對(duì)人體影響小。受益于硬件的發(fā)展，無線模塊的功耗比以往更低，信號(hào)穩(wěn)定性更好。本項(xiàng)目選擇的MSP430和CC2500芯片均具備了超低功

34、耗的特性，對(duì)人體的影響十分微弱。 </p><p><b>　　6.評(píng)測(cè)與結(jié)論</b></p><p><b>　　6.1放大電路測(cè)試</b></p><p>　　由于體動(dòng)信號(hào)與心電信號(hào)都是很微弱的生理信號(hào)，放大電路性能的好壞會(huì)直接影響實(shí)驗(yàn)結(jié)果，這里分別對(duì)前置放大電路、后級(jí)放大電路進(jìn)行測(cè)試。</p><

35、;p>　　1.前置放大電路測(cè)試</p><p>　　將信號(hào)發(fā)生器連接到前置放大器的兩輸入端，設(shè)置信號(hào)發(fā)生器使其輸出峰峰值100mV，頻率20Hz的正弦波，觀察輸入輸出端波形如圖8所示。其中CH1即通道一為輸入波形，CH2即通道二為經(jīng)過前置放大器放大后的輸出波形。實(shí)際測(cè)量輸入正弦波峰峰值為104mV，經(jīng)放大后輸出波形峰峰值為1.02V。由此可計(jì)算前置放大器的放大倍數(shù)為：</p><p>

36、;<b>　?。?）</b></p><p>　　圖8 前置放大電路實(shí)測(cè)波形</p><p>　　誤差分析：理論放大倍數(shù)為9.888倍，誤差＝(9.888-9.808)/9.888=0.81%。</p><p>　　由放大器增益的誤差可以看出此電路這部分設(shè)計(jì)基本上符合設(shè)計(jì)要求。消除了共模干擾，波形無失真，并放大了預(yù)想倍數(shù)。</p>

37、<p>　　2.后級(jí)放大電路測(cè)試</p><p>　?。?）反相放大器測(cè)試</p><p>　　將信號(hào)發(fā)生器連接到后級(jí)放大器的兩輸入端，設(shè)置信號(hào)發(fā)生器使其輸出峰峰值220mV，頻率20Hz的正弦波，觀察輸入輸出端波形如圖9所示。</p><p>　　圖9 反相放大電路實(shí)測(cè)波形</p><p>　　圖中，通道一(CH1)為輸入波形，

38、通道二(CH2)為經(jīng)過反相放大器放大后的輸出波形。CH1的峰峰值為220mV，CH2的峰峰值為8.80V，且相位反相。</p><p>　　由此可計(jì)算反相放大器的放大倍數(shù)為</p><p><b>　　(2)</b></p><p>　　誤差分析：理論放大倍數(shù)為倍，誤差為。</p><p>　　(2)增益可調(diào)放大器測(cè)試

39、</p><p>　　將信號(hào)發(fā)生器連接到最后一級(jí)放大器的兩輸入端，調(diào)節(jié)反饋電阻使其為。設(shè)置信號(hào)發(fā)生器使其輸出峰峰值60.0mV，頻率20Hz的正弦波，觀察輸入輸出波形如圖10所示。</p><p>　　圖10 增益可調(diào)放大器實(shí)測(cè)波形</p><p>　　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。CH1的峰峰值為62.0mV，

40、CH2的峰峰值為3.68V，且同相。由此可計(jì)算同相相放大器的放大倍數(shù)為</p><p><b>　　(3)</b></p><p>　　可計(jì)算出理論放大倍數(shù)為：</p><p><b>　　(4)</b></p><p><b>　　誤差分析：。</b></p>

41、<p>　　這部分可以通過調(diào)節(jié)反饋電阻放大預(yù)想倍數(shù)，只要準(zhǔn)確調(diào)節(jié)，基本符合設(shè)計(jì)要求。</p><p>　　6.2信號(hào)采集模塊總體測(cè)試 </p><p>　　將信號(hào)采集模塊各級(jí)放大器及濾波器連接起來，使其成為一個(gè)整體，用信號(hào)采集模塊進(jìn)行整體測(cè)試。受試者站在稱上，將前置放大器的輸入端接在傳感器的輸出端，用示波器測(cè)受試者在安靜狀態(tài)下的體動(dòng)信號(hào)波形如圖11所示，本圖中同步記錄了路心電信號(hào)

42、作為基準(zhǔn)的體動(dòng)信號(hào)波形，通道1即CH1為心電信號(hào)波形，通道2即CH2為體動(dòng)信號(hào)波形，可以看出體動(dòng)信號(hào)波形與心電信號(hào)同步，且滯后于心電信號(hào)波形。由圖可以看出，由信號(hào)采集模塊采集到的體動(dòng)信號(hào)波形比較清晰，W波群顯而易見，J波峰值能清晰辨認(rèn)，采集到的心震波形具有周期性，并且與心電信號(hào)同步。說明信號(hào)采集模塊裝置的合理性。</p><p>　　圖11 同步心電信號(hào)和體動(dòng)信號(hào)波形圖</p><p>&

43、lt;b>　　附錄</b></p><p><b>　　實(shí)驗(yàn)成果展示</b></p><p>　　本文設(shè)計(jì)的系統(tǒng)硬件平臺(tái)如圖12和圖13所示。</p><p>　　圖12 系統(tǒng)整體硬件平臺(tái)</p><p>　　圖13 系統(tǒng)上位機(jī)部分硬件平臺(tái)</p><p>　?。?）本文設(shè)計(jì)的系