一种便携式体能消耗及生理参数监测仪的制作方法

专利名称：一种便携式体能消耗及生理参数监测仪的制作方法
技术领域：
本发明属于医疗卫生器械技术领域，涉及一种能耗监测仪器，尤其是涉及一种便携式体能消耗及生理参数监测仪。
背景技术：
进入二十一世纪以来，随着人类物质文明的飞速发展，人们的生活水平大幅提高， 相应地，威胁人类健康的疾病也发生了很大变化，由早期的传染性疾病向慢性非传染性疾病——即所谓的“现代文明病”或生活方式疾病转变，这些生活方式所导致的疾病包括糖尿病、心脏病、脑卒中、高血压和肿瘤等。如运动缺乏(Physical Inactivity)会给身体带来显著危害。美国心脏协会早在1992年就将运动缺乏列为第四大可改变危险因子，世界卫生组织WHO也在其2002年的报告中将运动缺乏列为导致发达国家人口死亡的十大原因之一，且每年约有190万人的死亡与运动缺乏有关。另一方面，运动对促进人体健康具有重要作用，适度的运动可为健康带来许多益处。资料显示经常性的运动尤其是体育锻炼可使成年人的早期死亡率下降20% 30%，可使冠心病、II型糖尿病、中风等慢性疾病发病率下降50%。总的来说，运动或体育锻炼具有提高心肺功能、降低血脂、提高肌体免疫力、延缓衰老、消除精神的紧张与压力、控制体重及改善体型等多种作用，同时对多种慢性病如糖尿病、高血压、高血脂、代谢综合症的康复具有很好的促进作用。正是以上这些生活方式疾病的流行使得人们的健康观念发生了很大的变化，从早期的单纯“预防疾病”向“改善和促进健康”转变——即由“早发现、早治疗、早诊断”的二级预防向“利用各种健康促进手段来改善健康状况”的一级预防转变。综上所述，运动或体育锻炼可以促进人体健康已经成为共识，不仅如此，研究者们还发现运动与健康之间存在明确的剂量反应关系，并且这种剂量反应关系在不同性别、不同年龄的人群中均存在。因此在进行运动与健康之间关系的研究或运动干预时能准确评估人体运动量就显得非常必要。因此，人们要对自己日常体育锻炼或运动中的运动量进行管理，首先要解决的就是日常运动条件下运动能耗如何长时间连续测量的问题，同时这种测量方法要有较低的成本、要操作简便且适合大多数的使用者。(1) 一些常用运动能耗测量方法能部分解决运动能耗的测量问题，但对于日常运动条件下运动能耗的长时间连续监测仍有很大的局限性。人体运动(Physical Activity)的概念很广，目前已经被普遍接受的是Caspersen CJ等人的定义“任何由骨骼肌收缩引起的导致能量消耗的身体运动”。这里所指的身体运动可以包括体育运动、运动员的训练、康复运动及日常生活的体力活动(如工作、家务、娱乐活动等)。由人体运动的定义可以看出，有身体运动就有能量消耗，人体运动的多少与能量消耗成正比关系。多年来研究者们已经把能量消耗作为评估运动量多少的客观依据，这也是大家公认的评估人体运动量的一种客观评判标准。近些年来，研究者们为了准确、定量地评估人体运动能耗，先后采用了问卷调查法、心率监测法、双标记水法、间接测热法、生化指标测定法及运动器械等多种方法。相当多的关于人体运动量评估的流行病学研究是基于人体活动自我报告式的问卷调查方法(Questionnaire)，主要有饮食记录、回忆式问卷以及面谈调查等三种形式。其对运动量的记录主要依靠受试者自己的说明，受试者自身对运动频度、运动持续时间的错误回忆，以及调查者或运动者自身对运动强度或负荷的错误估计等都是造成这种方法误差的主要原因。正是由于问卷调查法的客观性和实时性较差的明显缺点，使得其不能满足运动现场实时、准确监测人体运动能耗的需要。近年来心率监测法(Heart Rate Monitoring)在人体运动能耗监测中也应用得较为广泛。如在运动员训练、健身锻炼中常见的心率表，其原理就在于心率与运动者的氧气摄入量及能耗有很好的线性关系，通过测得的心率可以估计出运动能耗的数值。但使用此方法仍然有一些缺陷①随着受试者个体耐受力的不同，心率与氧气摄入量的关系也在变化；
②同一个受试者的心率与氧气摄入量的关系也与是上肢或下肢运动，是静态或动态运动有关；③心率会受到很多其它因素的影响，如情感状况(愤怒、恐惧、紧张等)、身体的姿势以及环境因素(温度、湿度、海拔高度等)。因此单纯的心率监测法并不能认为是一种准确的测量人体运动能耗的方法。在人体运动能耗评估方面，双标记水法(Doubly Labelled Water) 一直是被作为 “金标准”在使用。其原理是受试者摄入一定数量已知浓度的咕和1M两种同位素标记的双标水(2H218O),双标水进入人体后将参与体内的代谢过程，经过一段时间(5-14天)的代谢， 根据咕和1M两种同位素消除率的差异，可以计算出这段时间体内二氧化碳的生成率，进而就可计算出能量消耗。由于双标记水法测量精度高，因此被公认是一种测定人体运动能耗的准确方法。但双标记水法也有较大的局限性首先稳定的水同位素2H2wO非常昂贵，不能被方便地获得；而且此方法也需要复杂和昂贵的分析仪器，且往往需要较长(几天至数周) 的测量时间。间接测热法(Indirect Calorimetry)，也可称为呼吸热量计法，在运动医学的研究中也用得较多。它需要测定吸进的氧气数量和呼出的二氧化碳数量，能耗是根据呼吸时气体交换比率用氧气消耗量乘以非蛋白质的热当量计算得出。测量时，受试者需穿戴装有呼吸活瓣的口鼻罩，收集人体一定时间内的呼出气体，通过穿戴在人体背部的背囊式气量计，就可以进行一定时间的能耗测定。近年来随着技术的进步，出现了 Metamax和Cosmed K4b2等便携式气体代谢测试仪，这些便携设备比较轻便，可准确分析安静和运动状态下每次呼吸的气体交换情况，并计算出能量消耗。此方法也具有很高的准确性，可以作为能耗评估的客观方法，因此常用于评定其它能耗评估方法的效度和可靠性。其局限性主要有①便携式气体代谢测试仪价格较高，难于普及；②测试仪持续工作时间较短，一般不超过5小时；
③口鼻罩及背囊的存在对于人体的日常运动有一定的妨碍。生化指标测定法是通过人体运动过程中产生的代谢物来估计运动者的运动能耗。 如人体运动时产生的乳酸就与骨骼肌肌纤维类型、运动强度及持续时间有密切关系。因此在运动员训练中，经常通过检测运动前安静时血乳酸值和运动后血乳酸峰值来判断其运动量大小以及训练效果。另外，尿液中的尿肌酐是人体内磷酸肌酸或肌酸的代谢产物，也可以作为训练效果或运动量的评价指标。一般来说，生化指标测定法大都需要抽血测定人体运动后的代谢物，不但有创，而且还必须经过相关生化仪器的测定才能给出结果，使用起来较为不便。而且借助此方法评估人体运动量还会产生一定的测量成本。其它的如计步器、功率自行车、跑步机等运动器械大多是通过运动者的运动速度及运动距离来评估人体运动能耗。这些运动器械能粗略估算运动能耗，可在一定程度上指导运动。但是运动器械往往只能评估单一运动类型的运动能耗，且与运动者的个体差异相关性不强，也不能满足人们在室外运动时运动能耗测量的需要。由以上可见，问卷调查法、心率监测法、双标记水法、间接测热法、生化指标测定法及运动器械等常用测量方法虽然都可以在一定程度上测出人体的运动能耗，但均有各自的局限和不足，还不能为日常运动条件下人体运动能耗的长时间连续监测提供一种简便易行、客观、实用和成本低廉的测量方法。(2)基于三维加速度传感器的运动能耗测量方法显示出了日常运动条件下监测人体运动能耗的良好前景。近些年，许多研究者通过大量实验证明人体运动加速度的绝对值对时间的积分与能量或耗氧量成线性关系。这就为利用基于加速度传感器的方法评估人体运动能耗提供了具体的理论依据。最初研究者们采用了垂直方向的单维加速度传感器进行了人体运动能耗评估方面的研究，但是单维加速度传感器具有很大的局限性。人体运动中，除了垂直加速度以外， 还有水平方向的加速度、躯干旋转的加速度等，当受试者佩带单维加速度传感器进行测量时，加速度传感器的输出会比客观值偏低，误差较大。考虑到单维加速度传感器测量人体运动能耗的不足之处，近几年来研究者们已经倾向于采用更复杂、更精确的三维加速度传感器来测量人体运动能耗。三维加速度传感器在每个测量方向上的偏移和灵敏度都一样。而且三维加速度传感器的输出与能耗之间具有更好的线性关系，也具有较好的重复性和可靠性。目前，国内自主研制的基于加速度传感器的能完成运动能耗评估的监测仪还比较少，且多为基于单维加速度传感器的产品。基于单维加速度传感器的运动能耗监测仪如早期的“知己能量监测仪”，该仪器根据人体运动学原理，使用加速度传感器采集人体运动信息，经过微型处理器分析、计算、处理，将人体的运动能量消耗以数字形式显示在液晶显示屏上，使用者可以及时了解运动量和饮食量是否适宜。但是这类基于单维加速度传感器的运动能耗监测仪具有很大的局限性。人体运动中，除了垂直加速度以外，还有水平方向的加速度、躯干旋转的加速度等，当受试者佩带单维加速度传感器进行测量时，加速度传感器的输出会比客观值偏低，误差较大。FitPod康动运动能耗监测仪是由北京中新惠尔健康科技有限公司与国家体育总局体育科学研究所合作开发的用于人体体力活动能量消耗监测的仪器，采用了 MEMS三轴加速度传感器、智能模糊识别和能量消耗模型技术，能够采用经性别、年龄、身高和体重校正的数学模型计算运动个体的能量消耗。康动运动能耗监测仪能监测到人体在不同的运动强度下的运动能耗数据，并分析出脂肪与糖的消耗比例。对于部分运动过量及身体素质较差、甚至有心脏病、高血压等慢性病的运动者来说，他们在运动过程中出现运动意外甚至危险的几率较大。对这些特殊人群，他们运动过程中的医学监督成为一个重要的问题。对于这一点，类似于康动运动能耗监测仪的能耗测量仪器还没有提供相应的解决方案。

发明内容
为了解决上述技术问题，本发明提供一种便携式体能消耗及生理参数监测仪，能同时监测运动体能消耗和血氧饱和度、心率，既能保证运动效果，又可以有效预防运动意外的发生，其技术方案如下一种便携式体能消耗及生理参数监测仪，主要包括加速度传感器、数字式血氧模块、信号调理单元、中央控制单元、数据存储单元、显示与键盘接口单元、时钟单元、数据通信单元以及电源单元，加速度传感器、数字式血氧模块以及信号调理单元构成了系统内的前向通道，人体的运动数据和生理参数的数据通过前向通道进入中央控制单元所述加速度传感器采用三维加速度传感器采集人体三维运动信息；所述数字式血氧模块内部采用了 32位微处理器，用于测量出动脉血氧饱和度和心率；所述信号调理单元主要包括信号放大电路、滤波电路及精密电压基准电路，主要实现信号的放大、整形及滤波的功能；所述中央控制单元采用具有超低功耗特点的16位微控制器MSP430F149，其片内集成有8通道12位精度的A/D转换模块、60KB的FLASH ROM和2KB的数据RAM，且具有硬件乘法器和2个串行通信接口； 所述数据存储单元可连续存储采集到的三维运动数据、生理参数数据；所述显示与键盘接口单元提供设置和操作本监测仪的键盘接口，并通过图形点阵液晶实现汉字功能菜单显示、运动者的体能消耗和生理参数的数值显示功能，为系统提供友好和智能化的人机交互界面；所述时钟单元提供实时的时间坐标，进而能为数据的存储提供可参照的起始和结束时间点；所述数据通信单元提供本监测仪与PC机之间的数据交换手段，采用基于通用串行总线的数据通信方式；所述电源单元采用模拟电路部分与数字电路部分分别供电的电源结构，隔离了模拟区和数字区。进一步优选，所述电源单元为开关电源和线性电源的组合电源结构，通过基于 TPS60110的DC-DC升压变换电路的输出端接一级基于TPS76350的低压差稳压电路，输出模拟电路的5V电压，电池组后接一级基于TPS76330的低压差稳压电路，以输出数字电路的 3V电压，在TPS60110的输出端增加了 LC滤波电路，由所述MSP430F149控制DC-DC升压变换电路的开、关，实现对模拟电路的供电管理。进一步优选，所述监测仪的软件主要包括主控制程序、A/D转换程序、数据读写程序、液晶显示程序、运动量计算程序、键盘响应程序、时钟程序及数据通信程序。进一步优选，所述生理参数主要是指血氧饱和度、心率。本发明的有益效果(1)本发明便携式体能消耗及生理参数监测仪，能从运动量和生理参数两方面监测人体的运动状况，并根据运动者的生理参数值是否超过设定范围来决定是否报警。因而本监测仪既能够完成运动过程中的运动能耗评估，又能够对运动者的重要生理参数进行监测，既能保证运动效果，又可以有效预防运动意外的发生。(2)本发明具有友好的中文人机操作界面，能够方便地设置和操作。(3)本发明的监测仪能方便地佩带于人体，重量轻，体积小，采用电池供电。


图1为本发明便携式体能消耗及生理参数监测仪的硬件结构示意图；图2为本发明电源单元的结构示意图；图3为本发明便携式体能消耗及生理参数监测仪的工作流程图；图4为本发明便携式体能消耗及生理参数监测仪的软件结构示意图；图5为本发明便携式体能消耗及生理参数监测仪的软件流程框图。
具体实施例方式下面结合附图具体实施方式
对本发明的方法作进一步详细地说明。如图1所示，加速度传感器、数字式血氧模块以及信号调理单元构成了系统内的前向通道，人体的运动数据和血氧饱和度、心率等生理参数的数据通过前向通道进入中央控制单元。中央控制单元采用了具有超低功耗特点的16位微控制器MSP430F149(以下简称 F149)，其片内集成有8通道12位精度的A/D转换模块、60KB的FLASH ROM和2KB的数据 RAM，且具有硬件乘法器和2个串行通信接口。采用MSP430F149芯片作为本系统的中央控制单元，可以在无需片外A/D芯片的基础上实现运动信号及各种生理信号的采集、接收和处理。提升了系统的先进性、可靠性和集成度，较大程度地提升了系统的整体性能。数据存储单元能够长时间连续存储采集到的三维运动数据、血氧饱和度及心率等数据。显示与键盘接口单元提供了设置和操作本监测仪的键盘接口，并通过图形点阵液晶实现汉字功能菜单显示、运动者的体能消耗和生理参数的数值显示功能，为系统提供友好和智能化的人机交互界面。时钟单元为系统提供实时的时间坐标，进而能为数据的存储提供可参照的起始和结束时间点。数据通信单元提供本监测仪与PC机之间的数据交换手段，采用了基于通用串行总线(USB)的数据通信方式，具有传输速度快、支持热插拔等优点。电源单元为监测仪内的模拟和数字电路部分分别供电，提供不同的工作电压和一定的电源分区管理功能。加速度传感器能反映人体运动的强度和频率，能够把人体的各种运动状态转换为不同幅度的电压信号，而且其安装简便、体积小，是便携式体能消耗及生理参数监测仪中的较合适的运动传感器元件。对于人体的日常运动，其运动加速度的测量范围是幅度_6g 6g，频率0 20Hz。为了准确地反映人体运动状况，本监测仪中采用了三维加速度传感器来采集人体三维运动信息。本系统中采用了对静态和动态激励均有较好响应的压阻传感器，不仅能测量重力加速度、运动加速度、持续瞬态振动，还能测量倾斜角和方位。本监测仪采用了三个IC Sensors公司的3031-050型加速度传感器正交地组合成一个三维加速度传感器，分别测量人体运动时的侧向、垂直向和前后向的加速度。3031采用表面封装形式，体积小其尺寸仅为7. 6mmX 7. 6mmX 3. 6mm，重量轻仅有0. 3克。3031-050 型传感器有效量程为士50g，内置防震装置。可以使用单5V电源供电，频率响应范围为0 1000Hz，灵敏度约lmV/g，非线性度仅为0. 5%，工作温度-40 +125°C。该传感器能较好地满足本系统中加速度测量的要求。用加速度传感器测量人体运动加速度时，正方向定义为垂直于3031传感器的顶面，且从顶面向上引出。加速度传感器佩带在人体上，且其顶面朝向人体前方，当人体运动加速度静止向前时，测量的是一个正加速度，当人体运动减速，测到一个负加速度。对加速度传感器，零位输出电压定义为传感器静止且其应变梁与重力方向正交无夹角时的输出电压，即加速度为绝对Og时的输出。但是每个加速度传感器在出厂后，其零位输出电压一般都有一个偏移(offset)，此偏移可正可负，一般为几个毫伏。将加速度传感器的零位输出不为零时的这个偏移称为零位偏移。为保证本监测仪的精度，必须对传感器的零位偏移进行补偿(即零位补偿)。在本系统中，零位补偿的方法是将监测仪按实际使用时的放置状态(如竖放)静止放置，对此时侧向、垂直向和前后向三个方向上的传感器输出进行补偿，使其均为零。信号调理单元具体包括信号放大电路、滤波电路及精密电压基准电路等，主要实现信号的放大、整形及滤波等功能。由于信号调理单元连接的前级是将人体运动信号转化为电信号的加速度传感器， 其后级连接的是MSP430F149内的A/D转换模块，信号调理单元的作用是将传感器输出的微弱电压信号不失真地放大或调整到能够直接由A/D转换模块采样的幅度足够的电压信号， 且信号调理单元对其前级的传感器和后级的A/D转换模块的影响要尽可能的小。为有效放大传感器输出的有用差分信号，信号调理单元中的信号放大电路应具有较强的共模抑制和差动放大能力，实际共模抑制比较高，输入阻抗较大，失调和温漂较小， 这些都能有效减小信号放大电路对传感器输入信号的影响，减少温度误差。本系统采用了 TI公司的单电源、微功耗的精密仪表放大器INA122。本监测仪中采用了 3片S0-8的表贴封装形式INA122芯片，1片INA122放大器对应一个信号通道的传感器输出。为了获得尽可能低的噪声，对三个信号通道对应的三个 INA122电路分别在其电源端(7脚)与地G脚)之间尽可能近地接一个0. 1 μ f的去耦电容。本监测仪中人体运动加速度信号的频率范围主要集中在0 20Hz，为了滤除放大电路输出信号中的无用频率成分，需要在信号放大电路后面加一个20Hz低通滤波电路。此低通滤波器既可以在采样之前消除混叠，又可以预先滤除信号中由开关电源电路引入的高频谐波，起到消除噪声的作用。滤波电路采用了同相结构的精密运放和RC网络组成的有源滤波器，这样既能提供一定的增益和缓冲作用，又可以减小对后级尤其是A/D转换的影响。
系统中，选用了巴特沃斯型的二阶低通滤波器，其在阻带内能提供_40db/十倍频程的衰减。巴特沃斯型滤波器的平坦区较大，其通带内没有纹波，而且相频特性在一定范围内可以认为是线性的。运放的选择对滤波器的精度也有影响。所选运放的开环增益和增益带宽乘积要较大，开环增益和输入阻抗过小直接导致滤波器电路的闭环增益KP减小，阻尼系数δ增大，从而降低滤波器的精度。而增益带宽积过小不仅使闭环频带变窄，也加大了幅度和相位误差。所以选择较高品质的运放对保证有源滤波器的精度具有重要作用。在安装有源滤波电路时，应注意电阻的匹配精度，对提高其共模抑制比也很有意义。加速度信号经过二阶低通滤波器滤波后，其输出信号作为A/D转换电路的采集信号的信号源，由于其输出电阻较小，对A/D转换的精度影响也较小。由于本监测仪的模拟电路部分采用单5V电源供电，且本系统分别采用OV和2. 5V 电压作为A/D转换时的下限和上限电压，即信号放大的满量程幅度为OV 2. 5V。信号放大后的实际有效范围为0 1. 25V(负加速度信号)和1. 25V 2. 5V(正加速度信号)。因此整个信号调理单元内需要一个1. 25V的精密电压基准。系统中采用了 TI公司的LM385-1. 2微功耗电压基准电路。其提供的基准电压为 1. 235V(典型值)。此电路可以提供15 μ A 20mA的工作电流，具有极低的功耗，极低的动态阻抗和良好的温度稳定性，低噪声和长时间的工作稳定性。为了使此基准电压电路与模拟电路其它部分隔离，将LM385-1. 2输出的基准电压经一个跟随器输出。本监测仪的数字式血氧模块采用了北京迈创通元电子仪器有限公司的DigiMt 血氧饱和度模块，该模块内部采用了 32位微处理器，利用数字信号处理的方法可以准确地测量出动脉血氧饱和度。即使在信噪比较低(如运动或弱灌注)的情况下，也可以得到比较准确的血氧饱和度值。DigiSat血氧饱和度模块能够提供动脉血氧饱和度数值(0_100)、脉搏率数值 (30-250)、表征病人脉搏搏动情况的体积描记图数值(0-100)、表征脉搏搏动情况的棒图数值(0-15)、及表征病人灌注状态的信号强度的数值(0-8)。DigiSat血氧饱和度模块通过一个TTL电平的异步串行通信口与MSP430F149微控制器通信。该血氧饱和度模块可以向MSP430F149微控制器不间断地发送长度为5个字节的数据包，每秒钟发送60次。DigiSat血氧饱和度模块的通讯协议与BCI通讯协议兼容，串行通信时的速率为4800波特率，数据格式为8位数据位、1位奇校验位和1个停止位。DigiSat血氧饱和度模块有两个接口分别与血氧探头和主机相连。Pl 口包括探头的驱动和信号接收。P2 口包括电源和通信的连接线。便携式体能消耗及生理参数监测仪中，中央控制单元(以下简称微控制器或MCU) 的功耗也是系统整体功耗的重要来源之一，选择在微功耗设计上具有突出优势的微控制器，对于系统的微功耗设计具有非常现实的作用。同时，选择集成有较高精度A/D转换模块及较大容量数据RAM的微控制器能有效降低系统设计难度和提高系统的可靠性。本系统中采用了 TI公司的MSP430F149微控制器(以下简称为F149)。该微控制器的功耗达到了微安级，是具有超低功耗特点的16位MCU。F149内部集成有多通道、高速A/ D转换模块ADC12，能提供8通道12位精度的A/D转换，其最大采样速率可以达到200ksps。ADC12模块内包括采样/保持功能的ADC内核、转换存储逻辑、内部参考电平发生器、多种时钟源、采样及转换时序电路。对于本监测仪，F149内部集成的ADC12模块就能很好地满足数据采集的要求。另外，F149内部集成的串行通信模块不仅支持异步串行通信，也支持SPI同步通信方式，这就为F149访问DigiSat血氧饱和度模块和串行FLASH存储器提供了硬件上的保证。同时，F149内集成有2KB的数据RAM，能为把数据写入FLASH存储器提供足够的缓冲时间，可较好地满足实时性数据采集的需要及提高系统的可靠性。F149的软件结构也针对低功耗而设计。如从备用模式唤醒MCU仅需6 μ S。其中断和子程序调用无层次限制，这种丰富的中断能力减少了系统查询的需要，可以方便地设计出基于中断结构的系统控制程序。综上所述，MSP430F149微控制器具有极低的功耗，具有多种功能强大的片上外围模块。同时F149采用了 QFP64的表贴封装，引脚间距仅为0. 5mm,较大地节省了电路板空间。采用MSP430F149作为本监测仪的微控制器，增加了系统的先进性和集成度，提升了系统的整体性能。MSP430F149内部集成有多通道、高速A/D转换模块ADC12，由ADC12模块完成对侧向、垂直向及前后向加速度信号的A/D转换，将经过放大、滤波的加速度信号模拟量转换为
数字量。ADC12具有四种转换模式单通道单次转换、单通道重复转换、序列通道单次转换、序列通道重复转换。对本系统，侧向、垂直向及前后向加速度信号的输入信号需要一次转换完毕，采用序列通道单次转换方式较为合适，其时序控制简单，可靠性较高。本系统中的转换时钟采用了内部振荡器ADC120SC产生的约5MHz时钟。本系统中，加速度输出信号经放大、滤波后的动态范围是OV 2. 5V，即信号的满量程采样范围也应是OV 2. 5V。因此ADC12的参考电平应与此相匹配，即取VR-为0V，VR+ 为2. 5V。同时采用ADC12内部集成的参考电平发生器提供采样所需的参考电压。在日常运动中，加速度信号的频率范围是0 20Hz，结合奈奎斯特采样定律的要求，系统把采样频率定为IOOHz。设计中，为了有效降低各通道间的串扰，将需要采集的侧向、垂直向及前后向加速度信号分别间隔一个采样通道接入到ADC12，即侧向信号接ADC12的Al通道，垂直向信号接A3通道，前后向信号接A5通道。AO、A2、A4、A6通道都接地线，这样每个信号通道两边都分别接入一个地线，起到了隔离和屏蔽作用，有效避免了串扰的发生，实际使用中效果很好。同时也使没有使用的A/D输入引脚不悬空，避免了干扰的引入和降低了功耗。A/D转换中的低功耗管理是通过控制寄存器的控制位及A/D转换程序实现的。 ADC12内的ADC120N控制位可以控制A/D内核的开、关。REFON控制位则可以打开和关闭内部的参考电平发生器。本系统中，为进一步降低功耗，在ADC12开始一次采样后，MCU进入低功耗模式，由A/D转换中断标志ADC12ITO来唤醒MCU，进行数据的存储。在设计中，综合对功耗、控制方式、显示面积等因素的综合考虑，系统中采用了信利(TRULY)公司的MG-12232液晶显示模块。MG-12232模块可工作在2. 7V 4. 5V，工作电流的典型值为0. 3mA,很适合本系统3V电平的低功耗环境，同时也避免了常用5V液晶模块与MSP430F149单片机逻辑电平不匹配的问题。SED1520控制器作为液晶显示模块与MCU的接口，它直接驱动MG-12232液晶，控制字符、汉字以及图形的显示。由于MSP430F149有多达48个I/O引脚，借助SED1520，可以直接利用F149的I/O 口模拟液晶的读写和控制时序。使得MCU对MG-12232液晶模块的操作实际上变为MCU对SED1520控制器的操作。基于轮询的键盘接口往往是单片机应用系统中额外功耗的主要来源。因此为降低功耗，本系统中设计了基于中断工作模式的键盘接口。即无键按下时，MCU处于低功耗休眠状态，当有键按下时，产生中断把MCU从休眠状态唤醒。F149微控制器的P1、P2 口除了支持输入、输出以外，还支持硬件中断。P1、P2 口的 8个引脚都有各自的控制寄存器，每个引脚可以单独控制，并且每个引脚都可以作为中断源，且都可以单独选择中断触发沿，允许单独中断。P1、P2 口各使用一个中断向量，Pl. 0 Pl. 7产生同一个中断，P2.0 P2. 7也产生同一个中断。PI、P2 口的这种结构非常适合实现基于中断的键盘接口及键盘输入响应程序。本系统选用了 ATMEL公司的32兆位SPI串行接口 FLASH存储器AT45DB321B作为数据存储器芯片。该FLASH存储器供电范围为2. 7V 3. 6V，其接口电平与F149微控制器相匹配，硬件上能直接连接。且该存储器采用SPI串行三线接口，能有效减少系统所占空间，提高系统可靠性，降低开关噪声。AT45DB321B采用单电源供电，功耗较低，其待机电流为2μΑ，读操作电流4mA，烧写电流15mA。尤其结合基于页面的数据读写子程序，可以较大程度地减少读或写FLASH存储器的时间和次数，进而进一步降低功耗。AT45DB321B由1个主存储器阵列、2个5 字节的数据缓冲区和一个I/O接口逻辑构成。AT45DB321B是32兆位的大容量FLASH存储器，其主存储阵列被划分为8192页(每页5 字节)，其存储区的划分可以由大到小分为三个层次sector (扇区)、block(块)、 page (页)。AT45DB321B存储器内部还包括2个静态RAM类型的数据缓冲区，每个RAM的容量均与主存储器阵列中一个页面(page)的存储容量相同，即均为5 字节。AT45DB321B 内的两个数据RAM即使在主存储区被烧写的过程中也允许接收数据，这就保证了数据采集的实时性和可靠性。在本系统中为了能够实时记录人体运动状态，需要实时时钟电路给系统提供时钟信号(年、月、日、时、分、秒)。系统时钟一般可通过软件(软时钟)或专用时钟电路实现。软时钟的时间精度一般要低于专用时钟电路，且一旦系统掉电，其时间信息易丢失。软时钟一般需要硬件计数器支持，占用硬件资源，还需要设置中断、查询等，对系统资源消耗较大，而采用专用时钟电路能较好地解决此问题。常用的时钟芯片有并行、串行两种接口形式。并行接口时钟芯片一般引脚较多，占用I/O 口线较多；串行时钟引脚少，体积小，与MCU的接线少，结构简单，能较好地满足系统的微型化要求。本系统中采用了 DS1302时钟芯片。DS1302是一种高性能、低功耗的串行实时时钟芯片。可以对年、月、日、周、时、分、秒进行计时，可对小于31天的月份日期进行调整，具有闰年补偿功能。同时该芯片还具有较高的计时精度，成本较低。
DS1302工作电压范围较宽，可达2. 5V 5. 5V，能与MSP430F149微控制器方便地连接。其与F149的接口仅需三根信号线即RST (复位)、1/0(双向数据传输)和SCLK (串行时钟)。同时，DS1302的8引脚紧凑型SOIC表贴封装以及简单的外围电路能较大程度地节省系统的电路板空间。数据通信单元完成本监测仪与PC机之间的数据交换，本系统中选用了基于USB接口的PDIUSBD12芯片(以下简称D12)，它与MSP430F149微控制器共同实现USB数据通信功能。PDIUSBD12芯片支持USB 1. 1通信协议；可以与微控制器实现高速并行接口 QM 字节/秒)；支持6个传输管道；集成320字节多结构FIFO存储器；内置SoftCormect技术，通过软件控制与USB总线连接和断开；具有GoodLink指示，方便调试；具有高错误恢复率(> 99% )的全扫描设计，保证了数据传输的正确性；双电源操作3. 3士0. 3V或扩展的 5V电源，适合本系统使用；采用超小型的TSOP封装，节省电路板空间。USB通信电路一般不上电工作，只在进行数据通信时，由PC机通过USB总线为其供电，降低了本系统自身的功耗。电源单元是本监测仪的重要组成部分，其设计的好坏将直接影响系统的精度和可靠性。电源单元的结构图如图2所示。如图2所示，本监测仪采用了模拟与数字部分分别供电的电源结构，隔离了模拟区和数字区，不仅有利于降低数字部分对模拟部分的干扰；还有利于中央控制单元实现系统电源管理的功能。系统中，由MSP430F149控制DC-DC升压变换电路的开、关，实现对模拟电路的供电管理。F149可以根据系统的工作流程对系统各个部分进行分时分区操作，将同一时刻没有用到的分区的电源彻底关断。电源单元中，通过DC-DC升压变换电路将电池组的输出泵升到5V电压输出。为了使输出电压稳定性高，纹波尽可能小，还在DC-DC升压变换电路的输出端再连接了一级具有较强纹波抑制能力的低压差稳压电路。这种开关电源+线性电源的组合电源结构，能有效减少输出纹波，提高电源输出质量，兼顾了电源输出质量与效率的双重因素。对于提供升压作用的DC-DC变换电路，其输出电源的质量和实际转换效率是需要重点考虑的因素。较好的输出电源质量能保证数据采集的精度和可靠性；较高的转换效率表示系统能较大程度地利用电池电能，降低损耗，延长电池使用时间。本监测仪中采用了基于TPS60110的DC-DC升压变换电路。TPS60110能够提供5V 的稳压输出，低于IOmV的输出电压纹波，其输出无明显电磁辐射；效率可达90%，最大输出电流300mA，能满足本系统需要；60 μ A的静态电流，0. 05 μ A的关断漏电流，功耗极低；具有 2. 7 5. 4V的输入电压范围，保证系统在电池电量变化过程中输出的稳定性；TSSOP贴片封装，外围电路仅需几个小电容，电路体积较小。为了保证输出电源质量，令TPS60110芯片的 COM和SKIP引脚同时接地，使其工作于推挽模式及频率恒定方式，实现了高质量的稳压输出οTPS60110的输出质量不仅与工作模式有直接关系，还与电容的选择、电路部分的布线有密切关系。为进一步改善TPS60110的电源输出质量，在TPS60110的输出端增加了 LC滤波电路以降低高频干扰的影响。为进一步降低电源输出中的纹波，在DC-DC升压变换电路的输出端又接了一级基于TPS76350的低压差稳压电路，输出模拟电路的5V电压。电池组后还接了一级基于 TPS76330的低压差稳压电路，以输出数字电路的3V电压。TPS76350和TPS76330是TI公司TPS763xx系列中的低压差稳压电路。均可输出 150mA电流，关断时静态电流低于2 μ Α,而且由于采用了电压控制的PMOS传输器件，在输出电流增加时稳压电路自身不需要更大的驱动电流，提高了效率。电路中全部采用了表贴封装的钽电容。钽电容具有较低的等效电阻和较好的温度特性，能有效降低输出纹波和提高电路效率。在运动现场，运动者将便携式体能消耗及生理参数监测仪佩戴在腰间。监测仪开启后，系统将自动完成运动现场的人体运动数据、生理数据(血氧饱和度、心率等)的采集和存储，并计算累计运动量的数值，同时监测仪能够在运动者的生理参数超过设定范围时自动报警。监测仪的主要工作流程如图3所示。本发明监测仪的软件采用了模块化结构，主要包括主控制程序、A/D转换程序、数据读写程序、液晶显示程序、运动量计算程序、键盘响应程序、时钟程序及数据通信程序等。 通过MSP430F149微控制器内的主控制程序以及这些功能程序与硬件电路配合，实现运动数据的采集、存储、计算等功能。软件部分的结构如图4所示。本监测仪的中央控制单元MSP430F149内固化了智能控制程序。该控制程序与监测仪的硬件电路相配合，主要完成在运动现场采集和存储运动者的运动数据、生理参数数据，计算并显示运动能耗的数值，在生理参数超过设定值时报警提示运动者。图5是监测仪的软件流程框图，监测仪启动后，首先进行初始化操作，使监测仪内的各硬件电路和功能模块处于正常工作状态。 监测仪中采用了 MSP430F149微控制器内置的A/D转换模块进行垂直向、前后向及侧向的三维运动数据的采集。初始化完成后，控制程序将A/D转换模块设置为序列通道单次转换模式，采用Timer_A定时器为A/D转换模块定时，使其工作在增计数模式；同时设置 MSP430F149微控制器的串行通信口的工作模式，包括设置相应I/O 口、时钟、波特率、通信格式及控制寄存器等。设置好A/D转换模块和串行通信口后，就可以基于中断的程序控制模式来采集三维运动数据和接收来自于血氧模块的血氧饱和度、心率的生理参数数据。由于本监测仪的控制程序是基于中断程序结构的，开中断并启动Timer_A定时器后，就可以通过A/D中断服务子程序来实时采集垂直向、前后向及侧向的三维运动数据；通过串行通信接收中断服务子程序来接收来自于血氧模块的血氧饱和度、心率的生理参数数据。这些运动和生理数据首先由MSP430F149微控制器暂存于其内的数据缓冲区内。当MSP430F149内的数据缓冲区被数据填满后，就立即将这些数据存储到监测仪内的数据存储芯片中。然后就根据这些三维运动数据的数值与运动时间的积分来计算这段时间间隔内的运动能耗。同时根据监测到的生理参数数据来判断运动者的生理参数是否超过设定值，比如说当前的血氧饱和度和心率的设定值分别为90%和160/分钟，如运动者的血氧饱和度<90%或心率>160/分钟，则监测仪就开启蜂鸣器报警，同时在液晶上显示相应提示信息。如监测仪内的数据存储芯片已经存满数据，控制程序将提示数据已存满，监测仪将结束运动监测过程。否则继续进行运动监测。
由于本监测仪的控制程序是基于中断程序结构的，在Timer_AS时器启动定时后，MSP430F149微控制器就进入低功耗休眠模式，A/D转换结束或串行通信数据接收结束， 中断标志位自动置位唤醒MSP430F149，这就进一步降低了系统功耗。以上所述，仅为本发明较佳的具体实施方式
，本发明的保护范围不限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本发明披露的技术范围内，可显而易见地得到的技术方案的简单变化或等效替换均落入本发明的保护范围内。本发明的监测仪还可以用于医学监护或家庭护理。
权利要求
1.一种便携式体能消耗及生理参数监测仪，其特征在于，主要包括加速度传感器、数字式血氧模块、信号调理单元、中央控制单元、数据存储单元、显示与键盘接口单元、时钟单元、数据通信单元以及电源单元，加速度传感器、数字式血氧模块以及信号调理单元构成了系统内的前向通道，人体的运动数据和生理参数的数据通过前向通道进入中央控制单元所述加速度传感器采用三维加速度传感器采集人体三维运动信息；所述数字式血氧模块内部采用了 32位微处理器，用于测量出动脉血氧饱和度和心率；所述信号调理单元主要包括信号放大电路、滤波电路及精密电压基准电路，主要实现信号的放大、整形及滤波的功能；所述中央控制单元采用具有超低功耗特点的16位微控制器MSP430F149，其片内集成有8通道12位精度的A/D转换模块、60KB的FLASH ROM和2KB的数据RAM，且具有硬件乘法器和2个串行通信接口；所述数据存储单元可连续存储采集到的三维运动数据、生理参数数据；所述显示与键盘接口单元提供设置和操作本监测仪的键盘接口，并通过图形点阵液晶实现汉字功能菜单显示、运动者的体能消耗和生理参数的数值显示功能，为系统提供友好和智能化的人机交互界面；所述时钟单元提供实时的时间坐标，进而能为数据的存储提供可参照的起始和结束时间点；所述数据通信单元提供本监测仪与PC机之间的数据交换手段，采用基于通用串行总线的数据通信方式；所述电源单元采用模拟电路部分与数字电路部分分别供电的电源结构，隔离了模拟区和数字区。
2.根据权利要求1所述的便携式体能消耗及生理参数监测仪，其特征在于，所述电源单元为开关电源和线性电源的组合电源结构，通过基于TPS60110的DC-DC升压变换电路的输出端接一级基于TPS76350的低压差稳压电路，输出模拟电路的5V电压，电池组后接一级基于TPS76330的低压差稳压电路，以输出数字电路的3V电压，在TPS60110的输出端增加了 LC滤波电路，由所述MSP430F149控制DC-DC升压变换电路的开、关，实现对模拟电路的供电管理。
3.根据权利要求1所述的便携式体能消耗及生理参数监测仪，其特征在于，所述监测仪的软件主要包括主控制程序、A/D转换程序、数据读写程序、液晶显示程序、运动量计算程序、键盘响应程序、时钟程序及数据通信程序。
4.根据权利要求1所述的便携式体能消耗及生理参数监测仪，其特征在于，所述生理参数主要是指血氧饱和度、心率。
全文摘要
本发明公开了一种便携式体能消耗及生理参数监测仪，主要包括加速度传感器、数字式血氧模块、信号调理单元、中央控制单元、数据存储单元、显示与键盘接口单元、时钟单元、数据通信单元以及电源单元，加速度传感器、数字式血氧模块以及信号调理单元构成了系统内的前向通道，人体的运动数据和生理参数的数据通过前向通道进入中央控制单元。便携式体能消耗及生理参数监测仪能够完成运动过程中的运动能耗评估、重要生理参数的监测和报警，进而实现运动干预管理，使运动效率和安全性得到较大程度的提高。同时该监测仪还可以用于医学监护或家庭护理，是一种能为个人健康管理服务的智能化仪器。
文档编号A61B5/145GK102512174SQ20111036881
公开日2012年6月27日 申请日期2011年11月21日 优先权日2011年11月21日
发明者卢虹冰, 周智民, 杨国胜, 焦纯, 霍旭刚 申请人:中国人民解放军第四军医大学