心電圖是心臟疾病診斷的重要工具之一，目前在醫院臨床中有廣泛的應用，給醫生診斷病癥帶來很大的幫助。傳統的心電儀雖能有效地監測心電、降低心臟病患者的死亡率 ,但不能對患者進行長時間的實時監護，而且存在體積大、功耗高、攜帶不便等缺點。鑒于此，本文設計了一種結構簡單、性能穩定、可靠的便攜式心電儀，能夠在家庭、野外等一些場所對心電進行實時監測，具有廣泛的應用前景[1]。
1 系統硬件結構及原理
    低功耗便攜式心電儀由MSP430F169、心電信號采集調理電路、液晶顯示模塊、數據存儲模塊、按鍵輸入模塊等組成，如圖1所示。

    通過以標準導聯方式I和人體相連的電極取得的心電信號，因為環境中存在各種干擾(人體自身的肌電干擾，外部的工頻干擾等)，所以必須經過模擬放大電路的放大、濾波等調理之后才可進入MSP430F169單片機，利用單片機內部的A/D模塊對模擬信號進行模數轉換，然后存儲數據，并在液晶屏上顯示，觀察者可以直觀地看到心電信號波形和每分鐘心跳的次數。系統采用SD卡來存儲采集的數據，采集的心電信號數據可以長時間存儲，這對于心電信號異常且有偶發性的病人具有重要價值。系統還可以通過串口把采集的心電信號實時傳輸到上位機，由上位機顯示并進行實時分析。
1.1 微控制器
    微控制器采用TI公司的MSP430F169單片機，它是一款低功耗單片機，當所有器件均采用低功耗模式工作時，總功率不到1 W，RAM 數據保持方式下耗電僅 0.1 ?滋A，活動模式下耗電250 μA/MIPS，特別適合于便攜式設備；片內集成有12 bit A/D轉換模塊，4種轉換模式，轉換速度最快達到200 Kb/s，足以滿足心電采集的要求[2]。
1.2 心電信號調理電路
    心電信號調理電路是本系統的重要環節之一，主要由前置放大、高通濾波、50 Hz陷波、低通濾波和后級放大電路組成，如圖2所示。因為體表ECG心電儀一般只有0.05 mV~5 mV，具有微弱和易受干擾等特點， 因此，采用高輸入阻抗、高共模抑制比的差分放大電路進行前置放大，以增大輸入阻抗、減少共模信號干擾；帶通濾波電路主要由高通濾波器和低通濾波器組成，通頻帶為0.5 Hz~100 Hz，濾除心電頻率范圍以外的干擾信號；50 Hz 陷波處理器濾除工頻干擾；后級放大器將ECG信號進一步放大100倍左右到合適范圍，然后輸出到核心控制器MSP430F169的A/D模塊。

1.3 數據存儲模塊
    本系統中使用SD卡存儲采集的心電信號數據。SD卡是一種體積小、容量大、性價比高、訪問接口簡單的存儲卡，具有低功耗、非易失性等特點，被大量應用于數碼照相機、手機等便攜式設備中。使用SD卡可將心電數據傳送到功能更強大的PC機中進行進一步的分析處理，其接口電路如圖3所示。其中，DAT0～DAT3為數據線，CMD為命令線，CLK為時鐘線，為存儲模塊提供時鐘，CD_SW用于控制SD卡的熱插撥。

    MSP430F169的P1.1～P1.5連接5個獨立按鍵，其中4個用于調整心電波形顯示的周期和幅值，1個用于串口數據發送。
2 軟件系統設計
    系統軟件部分是在IAR430開發平臺下進行開發調試完成的。IAR430是專門為TI公司的MSP430單片機而設計的一款開發軟件，它提供了工程管理、程序編輯、代碼下載、軟硬件調試等幾乎所有的功能[3]。
    系統流程圖如圖5所示。首先系統進行初始化(包括看門狗、系統時鐘、I/O口、UART1、ADC12、TimerB及LCD等初始化)，開總中斷后系統進入主循環體，當采集滿一屏數據時，主循環體內進行心電波形的刷新顯示；不滿一屏數據時，進入低功耗狀態。A/D采集用中斷方式，系統的采樣頻率通過定時器控制，5個獨立按鍵采用中斷方式，通過軟件延時消除按鍵抖動。

2.1 低功耗設計
    由于MSP430單片機是專為低功耗設計的，所以本系統的程序部分按照其低功耗方案設計。除了心電波形顯示、擦除這種必要步驟在大循環內運行外，其余的(包括A/D轉換程序、定時器采樣頻率、按鍵)全部采用中斷方式，只有事件觸發時才運行；而在主程序設計中只有在采集完一屏數據之后才運行心電波形顯示，其余時間全部進入LPM1低功耗模式；數據的存儲不經MCU，直接利用MSP430F169內部的DMA模塊實現數據傳輸。這一設計方法大大降低了系統的功耗[4]。
2.2 系統各子程序設計
    （1）A/D部分
    MSP430F169的P6.0～P6.7為A/D復用口，本系統采用P6.4，即A4作為A/D的輸入口，采用單通道多次轉換方式。A/D轉換采用中斷方式，中斷子程序內只編寫一條語句，即關A/D中斷，不進行其他任何操作，以使A/D最高采樣頻率達到理想狀態。A/D的初始化程序如下：
    void ADC12_S_S_Init(void)
    {  P6SEL|=BIT4;
       ADC12CTL0=ADC12ON+REFON+REF2_5V+SHT0_2
+MSC；
       ADC12CTL1=ADC12SSEL_0+SHP+CONSEQ_2
+CSTARTADD_4；
       ADC12MCTL4=SREF_1+INCH_4；
       ADC12IE |=BIT4；
       ADC12CTL0 |=ENC+ADC12SC；
    }
    （2）定時器中斷部分
    系統的采樣頻率由定時器控制，并由按鍵對頻率進行縮放，定時器采用子系統時鐘、8分頻(系統時鐘為8 MHz)。定時器亦采用中斷方式，中斷子程序內對A/D轉換后的值進行存儲，并查詢是否采集完一屏數據，如果采集滿屏，即關閉定時器中斷和A/D中斷，然后滿屏標志位置1，退出低功耗模式，退出中斷[5]。中斷子程序如下：
    #pragma vector=TIMERB0_VECTOR
    __interrupt void Timer_B (void)
       {   results[index]=ADC12MEM4；
         index++；
         if(index==102)//如果采集完一屏
          {  index=0；
            TBCCTL0 &=~CCIE；//先關閉定時器B
            ADC12IE &=~BIT4；//關ADC中斷
            collect_a_screen=1；//滿屏標志位置1
            LPM1_EXIT；//退出低功耗模式
          }
        else ADC12IE |= BIT4;//開ADC中斷
      }
    （3）SD卡部分
    采集的數據通過MSP430F169內部集成的DMA模塊傳送到SD卡內。DMA選用通道0，觸發方式為ADC12IFG4，按字節發送。SD卡的操作以命令方式進行，所有的命令都由主機主動發送，SD卡根據不同的命令做出不同的響應。其應答流程如圖6所示。

3 應用與注意事項
    用本系統采集人體心電，經驗證，能夠在LCD屏上正確顯示出如圖7所示的人體的心電波形，并能通過串口或SD卡將采集的數據傳送到上位機進行進一步顯示分析。本系統設計時需要注意：MSP430F169默認是關閉中斷嵌套，所以用到中斷嵌套時，進入中斷子程序后應首先打開總中斷，這樣才能執行嵌套中斷；在LCD上畫心電波形時，應采用分列式，即擦一列畫一列，這樣才能保證心電波形穩定顯示。

    本文從家用便攜式心電儀的特點出發，設計了一款功能適當、功耗極低并且價格低廉適用于家庭保健用的心電儀。同傳統的數據采集系統相比，本系統采用低功耗微控制器MSP430F169，在軟件設計中通過低功耗設計，大大降低了系統功耗，而且性能穩定、可靠，設計過程簡便，降低了成本，具有廣泛的應用價值。
參考文獻
[1] 楊振江，王曙梅.智能儀器與數據采集系統中的新器件及應用[M].西安：西安電子科技大學出版社，2002.
[2] 沈建華，楊艷琴，翟驍曙.MSP430系列16位超低功耗單片機原理與應用[M].北京：清華大學出版社，2004.
[3] 張晞，王德銀，張晨.MSP430系列單片機實用C語言程序設計[M].北京：人民郵電出版社，2005.
[4] 張石，董建威，王軍輝，等.便攜式無線心電監護儀的低功耗設計[J].醫療衛生裝備，2006(7).
[5] 胡大可.MSP430系列單片機C語言程序設計與開發[M]. 北京：北京航空航天大學出版社，2003.