基于MSP430脉搏血氧仪设计-毕业设计论文模板

毕业设计（论文） 基于 MSP430 脉搏血氧仪设计 院 别计算机与通信工程学院 专业名称生物医学工程 班级学号5111126 学生姓名瞿佳楠 指导教师何忠海 2015 年 05 月 25 日 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 I 页 摘要题目 摘 要 血氧饱和度是判别人体血液中的含氧量，是一个非常重要的生理指标。脉搏血氧 仪是一种无创、连续、方便的测量血氧饱和度的仪器，在各种医疗产所都有广泛的应 用，尤其在家庭保健中起着越来越重要的作用，因此低成本，高性能，低功耗的便携 式血氧仪的需求越来越高。 本文首先阐明血氧饱和度的研究意义和现状及发展趋势，通过有创与无创进行对 比，说明无创便携式血氧仪的优越性，其次介绍系统主要采取的数字信号处理技术及 这种技术的优越性。其次着重介绍无创血氧饱和度的测量理论基础朗伯比尔定律及 分光度的测量。 本设计通过一个传感探头连接手指进行数据采集，然后将数据传输到单片机进行 计算，最终于计算机终端显示血氧饱和度。此便携式血氧仪的高性能是通过一个完全 模拟前端 AFE4400，此器件包含一个具有集成模数转换器的低噪声接收器通道、一个 LED 发射部件和针对传感器以及 LED 故障检测的诊断功能，可进行灵活的脉冲排序和定 时控制，具有高动态范围的接收通道，13 个无噪声位，可用于集成式故障诊断，如光 电二极管和 LED 开路与短路检测，线缆接通和断开检测，适用于低成本血氧仪。 关键词：血氧饱和度，便携式脉搏血氧仪，完全集成模拟前端 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 II 页 English Title Author：Li Wenkai Tutor：Liu Bingde Abstract Main body of your abstract Key Words: key words1, key words2, key words3 英文摘要另起一页，其内容及关键词应与中文摘要一致，并要符合英语语法，语句通顺，文字流畅。并在英文 题目下面第一行写作者(Author)姓名，作者姓名下面的一行写指导教师(Tutor)姓名，作者姓名和指导教师姓名用汉语 拼音写，右对齐。(本段删除) 英文和汉语拼音一律为 Times New Roman 体，字号与中文摘要相同，见论文模式样本。(本段删除) 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 III 页 目 录 1 绪 论 2 1.1 节标题 2 2 章标题 A 2 2.1 节标题 2 2.1.1 条标题 .2 3 章标题 B 2 3.1 节标题 2 3.1.1 条标题 .2 结 论 .2 致 谢 .2 参考文献 .2 附 录 .2 附录 A 2 目录按章、节、条三级标题编写，要求标题层次清晰。目录中的标题要与正文中标题一致。目录中应包括绪论、 论文主体、结论、致谢、参考文献、附录等。(本段删除) 目录按（1、1.1、1.1.1）的格式编写，建议仅列到第三级。目录中各章题序的阿拉伯数字用 TimesTimes NewNew RomanRoman 体，第一级标题用小 4 4 号黑体，其余用小 4 4 号宋体。题目文字与阿拉伯题号之间加两个空格。目 录的打印实例见论文模式样本。(本段删除) 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 1 页 1 绪论 1.1 血氧饱和度的研究意义 血氧饱和度（SpO2）是血液中被氧结合的氧化血红蛋白（HbO2）的容量占全部可 结合的血紅蛋白（Hb）容量的百分比，即血液中血氧的浓度，它是呼吸循环的重要生 理参数。而功能性氧饱和度（SaO2）为氧化血红蛋白（HbO2）浓度与 HbO2+Hb 浓度 之比。因此，监护中常用 SaO2 來估计 SpO2 的水平由于血液在含氧量不同的情況下吸 光率也不同，因此脉搏血氧仪采用红光和红外光分別照射人体组织，并通过测量透射 光的强度来计算血氧饱和度的值。SaO2 的定义是氧化血红蛋白与总体血紅蛋白的比例 血液中能否溶入足够的氧，对维持生命至关重要。许多呼吸系统、循环系统疾病 都能引起人体血液中血氧浓度的降低，严重时可能危及生命。脉搏血氧仪是用于监控 病人血氧量的医疗设备。通过测量氧气水平和心率， 该仪器可以在这些量低于预设水 平时发出警报声。因此这种类型的监控对于新生儿和在手术进行时特别有用。例如， 尽早发现低氧血症，可以提高麻醉和重危病人的安全性，减少围术期和急症期的意外 死亡。而在麻醉中,单独使用血氧饱和度监测可减少 40%以上的麻醉意外，与二氧化碳 监测仪合用则可减少约 91%的麻醉意外。而对于新生儿来说，大多数处于相对低氧状 态，而且采血有一定的困难，因此无损伤性血氧测量仪非常有用，可以避免对脑、肺、 眼的损害，起到气道处理及呼吸复苏的效果。另外由于脉搏血氧仪能具有低功耗、微 型化、高精度的特点，所以也同样适用于日常家庭保健和社区医疗环境。 1.2 研究现状与发展趋势 血氧饱和度的测量分为有创和无创两种方法。有创法是对人体采血后用血气分析 仪 进行电化学分析后测出血氧饱和度值，这种方法需要动脉穿刺或者插管，对人体有创， 而且电化学分析过程较为复杂，分析周期长，费用较高且无法进行连续监测，但这种 方法测出的血氧饱和度值较为准确，可应用于很多需要准确血氧饱和度数据的场合， 如深低温停循环手术、产程中胎儿监护等。无创血氧饱和度测量是无创测量是基于光 电检测原理，根据心脏搏动引起的人体手指内动脉血量的周期性变化的特性，动脉血 液中氧合血红蛋白和还原血红蛋白对红光和红外光的吸收率不同，通过检测血液容量 波动引起的光吸收量的变化，从而计算动脉血液对红光和红外光吸收变化率的比值， 然后根据这个比值与动脉血氧饱和度的关系，从而求出动脉血氧饱和度的值。有创法 给被监测者带来痛苦，且不能连续监测，而无创法具有安全、可靠、连续、实时、快 捷及无损伤等优点，得到临床普遍欢迎和广泛应用。 目前脉搏式血氧仪是以发光二极管为光源,硅管为光传感器,用微型计算机进行信 息处理，主要处理耳垂、指尖等动脉血丰富组织较薄处。世界知名公司如 Masimo、Nelleor、philips、Mindray 和 CSI 公司主要在血氧探头、信号处理方面的改进 以提高血氧测量的性能。国内 Mindray 已经成功应用了时频变换技术，开发出了高性 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 2 页 能的血氧模 块。弱灌注性能方面，也能够比较准确的测量出信号强度为 0.05%的脉搏信号，缩短 了与国外公司之间的差距。 近年来，由于市场的需要，便携式无线血氧监测逐渐取代了有线血氧仪。而光-频 率转换器的数字血氧探头的出现，给脉搏血氧仪的研究带来了新的课题和方向。传统 的模拟探头提供的是模拟信号，而基于光-频率转换器的数字探头提供的是一定频率占 空比为 50%的方波信号。模拟信号需要经过预处理和放大后送 AD 采样，然后由 MCU 作各种信号处理最终得出正确的测量结果，而数字信号只需要对探头输出的信号频率 进行分析和计数，然后进行相应的数字信号处理即可。可以很明显看出，基于模拟探 头的血氧仪需要更多的硬件元器件和系统开销，其功耗和体积都比较大，而基于数字 探头的血氧仪则在低功耗和微型化方面具有先天的优势，但是数字探头对传统的信号 采集和分析理论又是一个挑战，需要用全新的信号分析方法去处理信号。 1.3 数字信号处理技术 数字信号处理(Digital Signal Processing)技术已经在许多领域得到极为广泛的 应用。数字信号处理是利用专用处理器件，以数字形式对信号进行采集、变换、滤波、 估值、增强、压缩、识别等处理，以得到符合人们需要的信号形式。其处理基础是数 字计算机和算法。算法一旦建立，设计者就要寻找合适的计算机来最有效地实现它们。 最开始的目标是在可以接受的时间内对算法作仿真。随后是将波形存储起来，事后再 加以处理。随着计算机技术和 DSP 技术与器件的发展，这种仿真和脱机处理逐步演变 成为实时处理。 连续信号的基本数学模型是基于 19 世纪提出的拉普拉斯变换和付氏变换。通过 简单的扩展和适当的解释，即可推出离散信号的 Z 变换。1965 年，库利(Cooley)和 图基(Tukey)提出了著名的快速付氏变换(Fast Fourier Transform,FFT)，极大地降低 了付氏变换的计算量，从而为数字信号的实时处理奠定了算法基础。近年来，在 DSP 的各种快速算法、模糊和遗传算法等方面都不断有所进展。在通常的信号处理中，采 用数字技术有许多的优点，DSP 所能完成的功能，有许多靠模拟技术完成起来很困难， 甚至是无法完成的。 数字技术的主要优点概述如下: 1.可控性 可以只设计一个硬件配置,然后设计各种软件来执行多种多样的信号处理任务。例 如一个数字滤波器可以通过重新编程来完成低通、高通、带通、带阻等不同的滤波任 务,而不需要改变硬件。而在模拟系统中,随着功能的不同,所有的设计都必须改变。 在很多情况下,甚至不需要重新编程,而只需要改变有关的数据和操作就可以完成 不同的任务,而在模拟系统中,这样作是很困难的。 2 稳定性好 模拟电路中的电阻、电容、运算放大器等器件的特性都会随着温度的改变而改变; 这就意味着一个模拟电路的性能在不同的温度时会有差别,而数字电路在其保证的工作 范围内受温度变化的影响就要小得多。 此外对于模拟电路来说,还必须考虑到器件及制造器件的材料的寿命。器件及制造 材料的寿命对整个电路的性能有极大的影响。对于模拟电路来说此类问题是不可克服 的。但对于数字信号处理器,它们所带来的影响要小得多。DSP 电路还可以通过编程来 检测和补偿模拟系统的变化。 3 可重复性好 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 3 页 数字系统本身就固有可重复性。如果用 500 台计算机去计算同一个序列的和,则它 们会提供一模一样的答案。但如果将同样的信号输人配置相同的 50O 个模拟系统,每个 系统的输出都不会相同。其原因非常简单,模拟系统中的器件的性能各不相同。电阻允 许的误差通常是其阻值的 5%,更高档的可能是 2%或 1%。电容的误差是 20%或更差。与 此相类似,模拟半导体器件也有其技术规格的范围,制造过程中的各种条件变化使得器 件与器件各不相同。这就意味着,即便是设计完全相同的模拟系统,其性能也是各不相 同的。 4.易于实现自适应算法 一个 DSP 系统可以很容易地自适应于外部环境的改变。自适应算法只是计算新的 参数,并存储起来,取代原有的值。一些基本的自适应功能在模拟系统中是可能实现的, 但类似于噪声消除等复杂的自适应变化就非模拟系统所能实现。 5.大规模集成 随着集成电路技术的发展,各种新型的大规模和超大规模集成电路不断涌现。与模 拟电路相比,数字电路的集成度可以高得多。特别是和计算机技术结合在一起,使得数 字信号处理系统的功能越来越强。DSP 器件就是基于超大规模集成电路技术和计算机技 术发展起来的、适合于作数字信号处理的高速高位单片计算机。它们体积小,功能强, 功耗小,产品一致性好,使用方便,性能/价格比很高,从而得到了广泛的应用。 2 脉搏血氧饱和度的测量原理和方法 2.1 无创血氧饱和度测量理论基础 无创血氧测量的基本原理是根据组织对特定频率光的吸收特性，利用光在组织中 传播的吸收效应来获取和研究生物组织生理的、代谢的和结构的有用信息，定量确定 生物组织在不同光谱区的光学特性，为临床实践和理论研究提供方便可靠的指标，具 有安全、可靠、连续及无损的特点，具有十分广泛的研究、应用前景。 根据朗伯一比尔定律(Lambert 一 Beer)，物质在一定波长处的吸光度和他的浓度成 正比。人体手指、脚趾或耳垂等部位的组织是由皮肤、血液、肌肉、骨骼等组成的， 用一定波长的光照射这些组织时，经过组织吸收、反射衰减后，由光敏元件探测到的 透射（或反射)光是在一个相对比较稳定的直流分量(DC)上迭加一个较小的脉动分量(交 流分量 AC)的脉搏波。直流分量是由非脉动组织(肌肉、静脉血、皮肤、骨骼等)对光吸 收产生，交流分量是由血液充盈动脉变化引起的光吸收容量变化产生。脉搏血氧仪就 是通过探测这个交流变化量，并消除非血液组织的直流分量的影响，并根据一套精密 复杂的算法，测得血氧饱和度。 脉搏血氧饱和度是基于改变血液颜色的分光光度测量。含氧血液是鲜明的红色， 而脱氧的血有一个特点是深蓝色。血液在可见光（即在 400 和 700nm 之间）和近红外 （即在 700 到 1000nm 之间）光谱区的光学性质取决于由血液携带氧气的量。 该方法利用了红光在光谱 660nm 周围区域，对比含氧血红蛋白，脱氧血红蛋白具 有较高的光吸收系数的事实。如图 1 所示。另一方面，光谱在 940nm 周围的近红外区 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 4 页 域，相比含氧血红蛋白，脱氧血红蛋白光吸收降低。在等吸收波长（即 805nm），即两 条曲线交叉时，光的吸收率是独立的血氧水平。 图 1 含氧与脱氧血在红外光和红光的吸收 通过均匀的溶液的特定波长的光的吸光度可通过比尔 -兰伯特定律精确地确定， 用下面的方程 t o- acd 其中 t是透射光强度，o是入射光强度，a 是样品的具体吸收系数，c 是样品的浓 度，并且 d 是光传输路径的长度。 假定包含由血红蛋白和含氧血红蛋白的两组均匀混合物的溶血血样，并且有这些 组分的混合物的光吸收是额外的。然而，在生物介质中其它变量，诸如骨骼，皮肤， 组织，肌肉和血液也散射光。光的吸收也取决于皮肤的厚度和颜色。因此，比尔 - 朗 伯定律是无法解释所有这些变量。 现代脉搏血氧饱和度依赖于由心脏的周期性收缩舒张产生的动脉血的变化量而生 的光体积描记（PPG）信号的检测。如图 2，PPG 信号的幅度取决于在每个收缩周期中 从心脏喷射的血液量，血液的光吸收，皮肤和各种组织成分的吸收，和用来照亮血管 组织床的特定波长。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 5 页 图 2 光衰减通过组织的变化特征说明动脉搏动的节奏效果 在心脏收缩期，当动脉搏动是在它的高峰期，在组织中的血液量增加。这种额外 的血液吸收更多的光，从而减少了其透射或反向散射的光强度。 在心舒张期间，血液较少存在于血管床，从而增加传输或反向散射的光的量。 PPG 信号的脉动部分被认为是“AC”分量，非脉动的一部分，大部分产生于静脉 血，皮肤和组织，被称为的“DC”分量。在 LED 亮度或检测器的灵敏度的一个偏差 可以改变由所述传感器检测到的光的强度。这对传输或反向散射光强度的依赖可以通 过使用归一化技术，其中的交流分量由 DC 分量划分来补偿，如在给定的下面的等式： R ACRDCR = IR ACIRDCIR 因此，由于静脉血或周围组织的不随时间变化的吸收不具有对测量的任何影响。 这个归一化进行同时为红色（R）和红外（IR）波长的光，如图 3 的归一化的 R/IR“比率的比率”然后可以凭经验有关血氧饱和度，如图 4，当比率为 1 时，血氧饱 和度值约 85。 大多数脉搏血氧仪测量在两个不同的波长吸光度，并利用从 CO-血氧测量仪通过凭 经验查找为血氧饱和度值收集数据校准。 SaO2=A-B（RIR） 其中基于对每个波长在脉动分量（AC）是由相应的非脉动分量（DC）划分归一化。 并且，是与特定吸收线性回归系数血红蛋白和含氧血红蛋白的系数，常量 A 和 B 是根 据在被检体内的校准通过关联的脉冲计算出的比率而得经验。血氧仪对血氧饱和度的 动脉血液样本通过体外血氧仪的大集团的对象。脉搏血氧仪读取血液中的血氧饱和度 足够准确为正常情况下的临床使用，因为它们使用基于在图 4 中所示的经验数据的校 准曲线。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 6 页 图 3 规范化的 R 和 IR 波长以消除在入射光强度或检测器灵敏度的变化的影响 图 4 动脉血氧饱和度和规范化（R/IR）之间的比率的实证关系 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 7 页 3 系统的硬件设计 3.1 总体方案的设计思想和系统框图 测量血氧饱和度时,由 MSP43OF5529 单片机定时发送一路探测信号到光源驱动模块， 同时检测光敏二极管接收到透射波所产生的光敏信号，通过阂值判断是否有手指放入 等待检测。该闭值的具体数值需由实验测定。若经过检测没有手指放入则返回等待下 次检测,以节省功耗。当检测到有手指放入后启动测量。由单片机周期性发送两路脉冲 到光源驱动模块，经过放大的脉冲信号送到红光和红外光的光电二极管上,使其周期性 发射红、红外光脉冲,形成光调制。调制光脉冲信号透过组织后被光敏二极管接收，转 化为电压信号，就得到了经过调制的光电容积脉搏波信号。将两路信号分别送入单片 机的 A/D 转换模块，经过软件滤波等数字处理之后提取脉搏波特征点并计算得出所测 的血氧饱和度值，将所测结果送液晶显示，同时通过可选择通过 USB 通讯模块送 PC 机 处理。 图 5 系统框图 图 5 描绘了系统的框图,两个 LED 灯以 500 次每秒时分复用, 因此 PIN 二极管 被不同的 LED 灯源交替激活。 PIN 二极管的信号被运算放大器 OA0 和 OA1 放大， ADC12 对两个放大器的输出进行采样。采样通过 ADC12 的硬件被正确排序，MCU 软件对红外灯部分和红灯部分进行分离。 SaO2 的水平和心率在 LCD 上进行显示。实时采样数据也通过 RS232 传输到 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 8 页 PC。一个单独的 PC 软件显示这些数据的图形跟踪。除了 MCU 和四个晶体管，这个 设计只需要一些无源器件。 这里使用一个场外的现成 Nellcor 兼容探头 520-1011N。 这个探头有一个手指甲大小的集成传感器并且使用非常方便。探头的输入是一个 D 型 9 针连接器。 德州仪器 MSP430 系列微控制器的体系结构,结合广泛的低功耗模式,优化来达到延 长电池寿命在便携式测量的应用。设备功能强大的 16 位 RISC CPU、16 位寄存器和最 大的代码效率。数控振荡器(DCO)允许在 3.5s(典型的)从低功耗模式唤醒到主动模式。 MSP430F5529 单片机配置集成的 USB 层和物理层支持 USB 2.0,四个 16 位定时器, 一个高性能的 12 位模拟数字转换器(ADC),两个通用串行通信接口(USCI),硬件乘法器、 DMA、实时时钟模块与报警功能,和 63 I / O 口线。MSP430 的 CPU 是高效的 16 位 RISC 体系结构。所有指令操作,包括七种源操作数的寻址模式和四种目的操作数的寻址 模式。CPU 集成提供的 16 个寄存器减少指令执行时间。其中寄存器到寄存器的操作执 行时间是一个 CPU 时钟周期。R0- R3 四个寄存器,是专用程序计数器,状态寄存器和堆 栈指针、常数发生器。剩下的寄存器是通用寄存器。外围设备连接到 CPU 使用数据,地 址和控制总线,可以处理所有指令。指令集包含原 51 种。三种格式和七个地址扩展模式 和额外的指令地址范围。每条指令可以操作的字和字节数据。MSP430 的有一个活跃的 模式和六个软件可选的低功耗模式的操作。一个中断事件可以唤醒设备。RAM 内存由 n 个扇区。每个扇区可以完全关闭以节省泄漏,然而所有数据丢失。有 8 个 8 位的 I / O 端口实现:80 引脚封装包括,P1,P2,P3,P4,P5、P6 和 P7,P8 是 3 个 IO 口线。所有 I / O 位 独立编程。允许任何组合的输入、输出和中断条件。所有端口上拉或下拉在是可编程 的。在所有端口是可编程驱动能力。 AFE4400 是一款非常适合于脉冲血氧仪应用的完全集成模拟前端 (AFE)。 此器件 包含一个具有集成模数转换器 ADC 的低噪声接收器通道、一个 LED 发射部件和针对传 感器以及 LED 故障检测的诊断功能。完全集成模拟前端，用于脉冲血氧仪 ，可进行灵 活的脉冲排序和定时控制。发射集成发光二极管 LED 驱动器（H 桥、推挽），动态范围 95dB。LED 电流可编程至具有 8 位电流分辨率的 50mA 电流。低功耗、可编程 LED 接通 时间，独立的 LED2 和 LED1 电流基准。具有高动态范围的接收通道，13 个无噪声位。 集成数字环境估算和删减，灵活的接收采样时间，具有可编程 LED 设置的灵活转阻放 大器。可用于集成式故障诊断，如光电二极管和 LED 开路与短路检测，线缆接通和断 开检测。应用于低成本医疗脉冲血氧仪应用、光学心率监视器 (HRM)和工业光测量等 应用。 采集和信号调理所需的关键部件是 LED，光探测器和 AFE。TI 的 afe4400，结合 LED 驱动电路和光电二极管的信号在一个单一的计划调节电路，这是新一代的模拟前端 可驱动 LED 电流采用 H 桥能驱动多达 150 毫安的配置，具有短路保护。他们还可以增 加动态范围大于 105 dB 和创建一个参考电流独立的红外和红色发光二极管。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 9 页 图 6 AFE 集成 LED 驱动电路和光电二极管信号 3.1.1 LED 脉冲的生成 图 7 LED 驱动电路 有两个 LED 灯，一个用于可见红光波长，另一个用于红外波长。 在 Nellcor 兼 容探头中，这两个 LED 被背靠背连接。 为了点亮它们，一个 H 桥被安排使用。图 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 10 页 2 对该电路进行了说明。 Port 2.3 和 Port 2.2 驱动这个互补电路。一个 DAC0 控制 通过 LED 的电流，从而控制它的光输出水平。 这整个电路是时分复用的。 在 MSP430FG437 中， 内部的 12 位 DAC0 通过 DAC 控制寄存器的软件控制可以被 连接到 MCU 的引脚 5 或引脚 10。当一个引脚没有被选择来输出 DAC0 信号，它被 设置为 Hi-Z 或低电平。每个晶体管的基极有一个下拉电阻来保证当该晶体管没被选 择时它处于关闭状态。 3.1.2 采样和调整 PIN 二极管信号 图 8 输入前端电路和 LED 控制 光二极管从接收到的光中产生电流。电流信号通过一个跨阻放大器被放大。OA0， 三个内置运算放大器之一，被用来放大这个信号。由于电流信号非常小，这个放大器 拥有一个低的漂移电流就很重要。 从 OA0 输出的信号由一个大的直流部分（大约 1V）和一个小的 AC 部分（大约 10mV 峰峰值）。 大的直流部分是由身体组织轴承部件的缺氧和散光引起的。 这部分 信号是 LED 发出光强度的一部分。 小的交流部分由氧轴承部件比如动脉的光调制加 上 50/60Hz 环境光噪声组成。 这部分信号需要被提取和放大。 LED 的电平控制使用图 2 的电路努力保持 OA0 的输出在预设范围内。正常的红 色 LED 和红外的红色 LED 被分别控制在这预设范围内。 两个 LED 的输出在一个小的 宽限内有效地相互匹配。 OA0 输出的交流部分的提取和放大被第二级 OA1 执行。直流跟踪滤波器提取信号 的直流部分并把它用作 OA1 的偏移输入。由于 OA1 只放大其识别的两个终端信号间 的差，因而只有输入信号的交流部分被放大。直流部分被有效滤除了。 OA1 的偏移也 被放大并被加到了输出信号中。这需要在稍后被滤除。 3.1.3 硬件的时分复用 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 11 页 图 9 硬件的时分复用 Timer A 被用来控制复用序列和自动开始 ADC 转换。 在 CCR0 中断中，一个新的 LED 序列被初始化并有如下操作： DAC12_0 控制位 DAC12OPS 根据哪一个 LED 被驱动来置位或清零。端口 2 被设置来 点亮相应的 LED。 DAC12_0 的新值被设置为相应的光强水平 DAC12_1 被设置为对某个特定 LED 的直流跟踪滤波器输出 注意 OA1 放大 OA0 OUT 和 DAC12_1 间的差值。 随着可见光 LED 的强度被调整， DAC12_1 信号会由于针对两个 LED 的 OA0 输 出相等而变成一条直线。 ADC 转换被自动触发。它采两个样，一个是针对直流跟踪的 OA0 输出，另一个是 OA1 输出，它们来计算心跳和氧气水平。这两个样品使用内部采 样计时器通过设置 ADC 控制寄存器中的 MSC 位来一个接着一个取样。 为了节省电力， 在 ADC 转换完成时会产生一个中断， 通过把 DAC12_0 清零来告诉 MCU 关掉 LED。 3.1.4 交流部分的信号调节 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 12 页 图 10 交流部分的信号调节 OA1 的输出被 ADC 以 1000 sps 采样， 在红外-红色 LED 和正常-红色 LED 间 交替。因此每个 LED 信号以 500 sps 速率被采样。 OA1 输出采样必须去掉直流分量。 一个高通数字滤波器在这里是不切实际的， 因为要求的截止频率非常低。取而代之 的是一个 IIR 滤波器被用来跟踪直流电平。然后直流被从输入信号中减去来得到最终 的交流数字信号。 采样的信号被数字滤波来去掉 50Hz 和以上的环境噪声。 一个转折频率为 6Hz 和在 50Hz 及以上频率有-50dB 衰减的低通 FIR 滤波器被采用。 在这个阶段，信号类 似于通过动脉的心跳脉冲。 3.1.5 直流跟踪滤波器 图 11 跟踪滤波器框图 这是一个 IIR 滤波器。该滤波器的工作能被很好地直观理解。这个滤波器会在上 次输出值的基础上加上输入值和上次输出值的差的一小部分来组成新的输出值。 如果 输入有一个阶跃变化， 通过一段时间后输出将变为和输入相同。 变化率由系数 K 来 控制。 K 通过实验得到。因此如果输入包含交流部分和直流部分， 系数 K 会相当小 来产生相对于交流部分频率的时间常数。通过一段时间后，交流部分会在累加过程中 被取消，输出只会跟踪输入的直流部分。 为了保证有充足的动态范围，计算在双精度 下完成，32 位。最终只有最有意义的 16 位被使用。 3.1.6 通信链接 微控制器是用于计算心脏速率，合并所述运动传感器的数据，并处理该 AFE 的信 息。微控制器应具有特定的功能，包括维护上下文在所有时间的能力。它也应该有一 个有限的功率预算，因为它会持续运行，没有人愿意耗尽电池。运动传感器传感器是 人机界面（HMI）的基本组成部分。他们帮助系统识别的背景和的环境条件。运动传感 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 13 页 器如加速计，陀螺仪，和磁力帮助确定是否一人就座，散步，或跑步。它们识别手臂， 手腕或其他特定部分的取向键元件身体在那里活动监视器所在的。它们还有助于以跟 踪移动距离和增加的分辨率提供的系统的更准确的位置在 GPS 与航位推算算法。 3.1.7 通信链接 系统具有无线和有线通信链路。所述无线通信链路是基于在 BLE 和是基于、BR-LE4.0- S2A，一个 FCC 认证（美国联邦通信委员会）系统级的 PCB（印刷电路板）的模块可在 网上，只需要很少的外部元件。该模块可与基于 AT 的命令和易于使用，因为它包括用 于处理所有的网络处理器通过蓝牙 4.0 协议栈所需的事务。有线通信是基于 USB2.0。 微控制器的内置模块只需要很少的外部元件。 USB 也用于充电的锂聚合物电池。 3.1.8 电池充电器和电池电量计 电池充电器工作于任一 USB 端口或 AC 适配器，并且支持充电电流高达 1.5 A 的输入电 压范围输入过压保护支持非稳压适配器。 USB 输入电流限制精度和启动序列使电池充 电器以满足 USB-IF 的浪涌电流规范。此外，输入功率动态管理防止充电器崩溃错误地 配置 USB 来源。电池电量计电路易于配置的微控制器外设提供系统端电量计量的单节 锂离子电池。该器件只需要极少的用户配置和系统微控制器固件发展。在电池电量监 测计采用阻抗跟踪算法的电量计量，并提供信息，如剩余电池容量（mAh），状态充电 （）和电池电压（毫伏）。 在脉搏血氧仪应用 CPU 的操作可大致分为两种模式;红外（IR）LED 操作和视觉红 色（VS）的 LED 操作。 CPU 进入这些模式的顺序，每 2 毫秒。在每个模式中，沿着 与相应的 LED 和各种外围设备的 CPU 的是活性为0.4 毫秒，然后进入低功耗模式与 两个发光二极管关断期间（0.6 毫秒）的其余部分。四晶体管 H 桥是一个可变增益电 路，其接通和打开的发光二极管断开，这排列消耗由板所消耗的总电流的显著部分所 消耗的电流，然而，取决于用于转 DAC0 输出开在 NPN 晶体管。的 DAC0 输出控制 LED 的光强度，使得它们很好预先确定的目标范围内。光强度控制在软件中通过比较 完成 LED 光强度与以前的高目标，低门槛采样FIRST_STAGE_TARGET_HIGH 和 FIRST_STAGE_TARGET_LOW，如果 LED 亮度超出目标范围，细或粗步数被用于将 LED 亮度早在正确的方向。该 DAC0_DAT 寄存器，然后装入相应的数据。 LED 灯强 度应该是相当高的，因为弱信号给在后期效果差。由于 DAC12_0DAT 寄存器的值发生 变化取决于以前的采样数据分，脉搏血氧仪板的电流消耗是不一样的. 在所有时间。为 了易于消耗电流计算，4-晶体管 H 桥的操作可以被分成两种案例（案例 1 和案例 2）。 这些案例代表了两个极端的 H 桥电流消耗场景： 案例 1 指的情况是 DAC12_0DAT = 0x047E，这意味着，VThof NPN 晶体管= 0.7 伏（VREF = 2.5V）和最小电流流经 H 桥电路的 ON-路径。 案例 2 所指的情况是 DAC12_0DAT = 0x0FFF 和最大电流流过接通路的 H 桥电路 案例 1 和第 2 种情况是极端的电流消耗的情况下的 H 桥电路，电流会消费将永远是 看到在两种情况下的电流数字之间。 红外灯操作 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 14 页 如图所示，红外灯操作包括所述 AM1_IR（定时器 A0 ISR）中，AM2_IR 的 （ADC12 ISR）和所述 LPM0 模式，以相同的顺序。在红外灯的操作：（1）红外灯开 启 ON（在定时器 A0 ISR），以样品中的模拟链所需的信号，然后调整 OFF（ADC12 中 ISR）前将低功耗模式（2）以前在 VS 的采样数据的 LED 操作（AM1_VS）从 ADC12MEMx 寄存器读取，处理和累计计算血氧饱和度。 在红外灯操作，CPU 进入定时器 A0 ISR 被称为主动模式 1 IRLED 运行（在当前轮 廓表示为 AM1_IR），并执行以下步骤： 该 DAC12_0 输出控制位 DAC12OPS 设置和 P2.2 被拉低，使的路径上 H 桥，其包 括晶体管 Q1 和 T2。此配置轮番红外灯开启并允许有足够的时间进行取样前的模拟信 号链变得稳定。 从先前的 VS 的 LED 操作获得的采样和转换后的数据被从读 ADC12MEMx 注册。 对 VS 的转换数据被进一步处理以（1）中提取的信号的唯一的交流分量为血氧饱 和度的计算跟踪与所述信号相关联的 DC 分量，并更新 DAC12_1DAT 注册并在匝电压 OA1 的偏移量.确保 LED 亮度是内目标范围，以便它可以正确地在下一序列来处理。 该 CPU 处于 AM1_IR 模式0.38 毫秒，在此期间，定时器 A1 触发 ADC12 采样。 ADC12 被配置成采样两个通道（A1 - OA0 输出和 A3 - OA1 输出）在一个单个序列模 式。该 ADC12 需要大约 32s 来完成转换的顺序和与 ADC12IFG 标志设置，它等待 CPU 退出定时器 A0 ISR。 退出定时器 A0 ISR（AM1_IR）后，CPU 进入 ISR ADC12 被称为了红外主动模式 2 LED 运行（在当前配置文件表示 AM2_IR）。该 CPU 处于 AM2_IR 模式6 微秒，在 此期间执行下列步骤： 该 DAC12_0DAT 寄存器清零和 P2.2 端口引脚设置为强制逻辑高电平输出。此断开 晶体管 Q1 和 T2 和在转动的 IR LED。 该 DAC12_1DAT 寄存器清零。 用红外灯切换到 OFF 时，CPU 进入低功耗模式 0（在表示为 LPM0_IR 当前配置文 件），并等待在那里614 微秒，直到计时器 A0 中断 CPU 启动 VS LED 操作。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 15 页 4 血氧模块软件设计 4.1 初始化程序 定时器设置 利用 MSP430F247 的定时器 A 可在 P2.4 口产生一个频率为 5000Hz 的 PWM 波信号用以驱 动蜂鸣器。定时器 A 的位数可编程。包含计数，比较捕获和输出方式单元三大模块， 各对应相应的控制和计数寄存器。输出为模式 3：增减计数模式。此时捕获/比较寄存 器 CCR0 用作 Timer_A 增计数模式的周期寄存器，因为 CCR0 为 16 位寄存器。其值设置 为 200,计数器 TAR 可以增计数到 CCR0 的值，当计数值与 CCR0 的值相等(或定时器值大 于 CCR0 的值)时，定时器复位并从 0 开始重新计数。CCR3 设置为 100，即得 5000HZ， 占空比为 50%的 PWM 波。 Void InitTimerA(void) TACTL = TASSEL1 + TACLR + ID_3; / SMCLK, 清除 Tar TACCR0 = 200; / 200/1M=0.0002S 5000HZ TACCTL2 = OUTMOD_2; / CCR2 PWM toggle/reset TACCR2 = 100; / CCR2 PWM duty cycle TACTL |= MC1+MC0;/ / 增减技术模式 利用定时器 B 定时 4.165ms，即使血氧的采集频率为 120HZ。我们设置定时器 B 工作 在增计数模式，给 CCR0 赋值为 33333 即为 33333/8M=4.165ms。 串行数据传输 在此应用中，串行数据是在一个标准的波特率 115200bps 通过 UART / USB 链路传 输到目标计算机。MSP430 的 UART 是软件配置去以这样的速度传输数据。红外交流心脏 信号样本（12 位数据）被饱和到一个字节长度（8 位最高有效位），并发送到目标电 脑每 2 毫秒一次，心脏速率和血氧饱和度百分比的值也随着红外心脏信号样本每 2 毫 秒传输一次 每次由于三个数据字节传输用于同步的 GUI 应用程序，在异步传送的开始每 2ms， 同步字节为 0x00 到 0xFF 是第一依次发送，然后将脉搏血氧仪数据传送。对于 GUI 软 件等待数据序列为“0x000xFF 的”，只有后接收的数据序列相匹配时，字节按照被识 别为实际的数据字节。是如图所示的代码的串行数据传输的一部分。 TXBUF0 = 0x00; / synchronization byte1 = 0x00 while (!(IFG1 TXBUF0 = 0xFF; / synchronization byte2 = 0xFF 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 16 页 while (!(IFG1 TXBUF0 = i; / Infra-red AC heart signal sample while (!(IFG1 TXBUF0 = heart_rate_LSB; / Heart Rate per minute while (!(IFG1 TXBUF0 = SaO2_LSB; / Percentage Oxygen saturation 4.2 主程序设计 在主程序的大循环中，先对血氧变量进行初始化，然后对界面标志位进行检测， 根据界面的不同进行散转，在各界面下显示不同的内容，这样可以使程序结构更加简 洁。当根据界面标志位散转后，对按键进行检测，然后根据不同的按键情况获取键值， 若有键值按下则响应按键程序，若无按键程序，则清除键值后，再经报警程序及血氧 计算程序后进入低功耗，经中断更新血氧数据打断低功耗状态后进入下一次循环。 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 17 页 4.3 按键和显示程序设计 显示程序其重点是对字符型内容的显示和对图片型内容的显示，其他的显示均可 由二者衍生出来。我们先定义两个结构体，一为字符型的一为图片型的，其定义如下 typedef struct CharacterParameter /字符参数 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 18 页 uint16 xStart; / 字符左上角 x 坐标 uint16 yStart； /字符左上角 y 坐标 uint16 Width; /字符宽度 uint16 Height; /字符高度 const uint8 *data; /字符取模数据地址 uint16 TxtColor; /字符颜色 uint16 BGColor; /背景色 CHARPAR; typedef struct PictureParameter /图片参数 uint16 xStart; /图片左上角 x 坐标 uint16 yStart; /图片左上角 y 坐标 uint16 Height; /图片高度 uint16 Width; /图片宽度 const uint8 *data; /图片取模数据地址 PICPAR;/ 对于字符型的程序框图在下面给出。 图片型的程序如下： void DisPicture(PICPAR *pPicData) uint16 i,number; LCD_SetRamAddr(pPicData-xStart,(pPicData-xStart)+(pPicData-Width)- 1, pPicData-yStart,(pPicData-yStart)+(pPicData-Height)-1); number = (pPicData-Width)*(pPicData-Height); WriteLcdComm(0x005C); for(i=0;idatai*2,pPicData-datai*2+1); 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 19 页 键盘程序： 获取键值的程序如程序图中所示。 键盘处理主要程序如下： void KeyProc(uint8 key) switch(cInterface) /根据界面 ID 进行散转 case MEASURE: /测量界面 MeasureKeyProc(key); break; 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 20 页 case MAINMENU:/ 主菜单界面 MainMenuKeyProc(key); Break； case ALARMMENU:/ 报警菜单界面 AlarmMenuKeyProc(key); Break； case TIP:/ 提示界面 TipKeyProc(key); break; case RECORD: RecIntKeyProc(key); break; 论文主体是毕业设计(论文)的主要部分，应该结构合理，层次清楚，重点突出，文字简练、通顺。论文主体的 内容应包括以下各方面： 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 21 页 (1) 毕业设计(论文)总体方案设计与选择的论证。 (2) 毕业设计(论文)各部分（包括硬件与软件）的设计计算。 (3) 试验方案设计的可行性、有效性以及试验数据的处理及分析。 (4) 对本研究内容及成果应进行较全面、客观的理论阐述，应着重指出本研究内容中的创新、改进与实际应用 之处。理论分析中，应将他人研究成果单独书写，并注明出处，不得将其与本人提出的理论分析混淆在一起。对于 将其他领域的理论、结果引用到本研究领域者，应说明该理论的出处，并论述引用的可行性与有效性。 (5) 自然科学的论文应推理正确，结论清晰，无科学性错误。 (6) 管理和人文学科的论文应包括对研究问题的论述及系统分析，比较研究，模型或方案设计，案例论证或实证分 析，模型运行的结果分析或建议、改进措施等。(本段删除) 格式要求：格式要求： 1 章节及各章标题章节及各章标题 论文正文分章节撰写, 每章应另起一页。各章标题要突出重点、简明扼要。字数一般在 15 字以内, 不得使用 标点符号。标题中尽量不采用英文缩写词，对必须采用者，应使用本行业的通用缩写词。 2 层次层次 层次以少为宜，根据实际需要选择。正文层次的编排和代号要求统一，层次为章（如 “1” ） 、节（如 “1.1” ） 、条 （如“1.1.1” ） 、款（如 “1、 ” ） 、项（如 “（1） ” ） 。层次用到哪一层次视需要而定，若节后无需“条”时可直接列 “款” 、 “项” 。 “节” 、 “条”的段前、段后各设为 0.5行，见论文模式样本。(本段删除) 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 22 页 结论 结论正文 结论单独作为一章排写，但不加章号。 结论是毕业设计(论文)的总结，是整篇论文的归宿。要求精炼、完整、准确地阐述自己的工作或新的见解及其 意义和作用，还可进一步提出需要讨论的问题、改进意见和建议。(本段删除) 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 23 页 致 谢 致谢正文 致谢中主要感谢导师和对论文工作有直接贡献及帮助的人士和单位。(本段删除) 东北大学秦皇岛分校毕业设计（论文） 第 24 页 参考文献 1 黄坚，金惟伟.中小型电机产品近年出口情况简述J.中小型电机,2005，32(1) 9- 12. 按论文正文中出现的顺序列出直接引用的主要参考文献。 毕业设计(论文)的撰写应本着严谨求实的科学态度，凡有引用他人成果之处，均应按论文中所出现的先后次序 列于参考文献中。并且只应列出正文中以标注形式引用或参考的有关著作和论文。一篇论著在论文中多处引用时， 在参考文献中只应出现一次，序号以第一次出现的位置为准。(本段删除) 引用文献标示方式应全文统一，并采用所在学科领域内通用的方式，用上标的形式置于所引内容最末句的右上 角，用小 4 4 号字体。所引文献编号用阿拉数字置于方括号中，如：成果1 当提及的参考文献为文中直接说明时，其序号应该用小 4 4 号字与正文排齐，如：由文献8, 10-14可知 不得将引用文献标示置于各级标题处。(本段