引言

　　聽診器是醫(yī)生進行疾病診斷必不可少的工具，它能夠獲取心臟瓣膜震動的聲音數(shù)據(jù)，是醫(yī)生進行初步診斷的得力助手，在臨床醫(yī)療中發(fā)揮著重要的作用。但是，傳統(tǒng)的聽診器存在著信息量少、干擾大、聽診范圍小等缺點，醫(yī)生在對病人聽診時也面臨著被傳染的風險。隨著電子技術和無線傳輸技術的發(fā)展，遠程醫(yī)療和身體狀態(tài)實時監(jiān)控正成為現(xiàn)代醫(yī)療發(fā)展的主要趨勢，各種基于藍牙傳輸協(xié)議的多功能的電子聽診器紛紛被設計出來，投入到市場應用當中。但是藍牙傳輸技術也存在著通信距離短、復雜度高、功耗高、成本高等缺點。本文對傳統(tǒng)聽診器進行改造，引入基于ZigBee協(xié)議的無線電子通信技術，設計出一款可以對人體心音數(shù)據(jù)進行實時采集、處理和無線收發(fā)的電子聽診器，從而以較低的功耗擴大了聽診范圍，降低了醫(yī)生在聽診時被病人傳染的機率。

　　1 ZigBee協(xié)議的優(yōu)勢

　　ZigBee是一種近距離、低復雜度、低數(shù)據(jù)速率、低成本的雙向無線通信技術，工作在2.4 GHz ISM頻段，主要適合自動控制、傳感、監(jiān)控和遠程控制等領域，同時也支持地理定位功能。ZigBee聯(lián)盟在制定ZigBee標準時，采用了IEEE 802.15.4作為其物理層和媒體接入層規(guī)范。在其基礎之上，ZigBee聯(lián)盟制定了數(shù)據(jù)鏈路層（DLL）、網(wǎng)絡層（NWK）和應用編程接口（API）規(guī)范。同藍牙技術相比較，ZigBee技術在功耗、傳輸距離和設備成本等方面均存在著明顯的優(yōu)勢。ZigBee與藍牙傳輸協(xié)議各參數(shù)比較如表1所列。

　　2 系統(tǒng)整體設計思路

　　無線電子聽診器的結構框圖如圖1所示。采用麥克風來獲取人體心音信號，并轉(zhuǎn)換成模擬的電信號。經(jīng)過放大和濾波處理后，信號送入到主控模塊進行A／D轉(zhuǎn)換，將模擬信號轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號。主控模塊通過無線收發(fā)模塊將轉(zhuǎn)換完成的數(shù)字信號并發(fā)送出去。電源模塊則負責為各個模塊供電。接收端采用深圳無線龍通信科技有限公司設計的C51RF～CC2530-PK無線ZigBee網(wǎng)絡開發(fā)平臺。它通過USB同上位機相連，向上位機傳遞其接收到的數(shù)據(jù)，用于顯示和分析處理。系統(tǒng)分為軟件和硬件兩部分：硬件部分包括信號調(diào)理、數(shù)據(jù)采集處理、無線傳輸、無線收發(fā)和電源模塊；軟件部分包括Firmware中的軟件和上位機軟件。

　　3 系統(tǒng)各硬件模塊的實現(xiàn)

　　3.1 心音采集模塊

　　心音是在心動周期內(nèi)，由于心機收縮和舒張、瓣膜啟閉、血流沖擊心室壁和大動脈等因素引起的機械振動。通常有效的人體心音信號頻率為0～600 Hz，由于心音信號比較微弱，周圍環(huán)境干擾以及其他各種人為因素常常會帶來大量的干擾雜音，直接用麥克風采集心音效果并不好。為了更好地隔離雜音干擾，增強采集端心音強度，加入了心音聽診頭，如圖2所示。

　　采用MEMS麥克風對心音信號進行采集，同傳統(tǒng)的駐極性體麥克風相比，MEMS麥克風體積小、集成度高，且靈敏度為-42 dB，同駐極體麥克風大致相當。

　　3.2 增益和濾波模塊

　　實驗發(fā)現(xiàn)麥克風采集到的心音信號幅值通常為30～60 mv，范圍小不便于觀察，需要對采集到的心音數(shù)據(jù)進行電壓提升和放大處理。另外，心音信號的有效頻率為0～600 Hz，為了消除高頻信號的干擾，引入了截止頻率為600 Hz的有源低通濾波器。由于信號放大和濾波單元均用到了運算放大器，為了減小電路占用面積，設計中分別采用運算放大器和有源濾波器。信號調(diào)理模塊電路圖如圖3所示。集成運放采用ADI公司生產(chǎn)的AD8607，它包含有2個獨立的低功耗、低噪聲CMOS運算放大器AD8603，供電電壓為1.8～6 V，工作電流不超過50μA，輸入偏置電流為1pA。

　　經(jīng)過電路調(diào)理后，可以在示波器上觀測到可識別性較高的心音波形，如圖4所示。

　　3.3 無線傳輸模塊

　　圖5為無線傳輸模塊電路圖。無線傳輸模塊由TI公司生產(chǎn)的新一代2.4 G無線收發(fā)芯片CC2530為，芯片集成了增強型8051內(nèi)核，內(nèi)部采用流水線結構，指令周期短。芯片具有256KB的Flash，低功耗設計使得芯片在收發(fā)狀態(tài)下的功耗都比較低，能夠保證長時間工作。6mm× 6mm的封裝使芯片及外圍電路占用的空間大大減小，非常適合對結構要求緊湊的設計需求。芯片的工作電壓為2～3.6 V，發(fā)送電流（發(fā)送功率為1 dBm時）為29 mA。CC2530內(nèi)部包含有12位的8通道分辨率可配置的A／D轉(zhuǎn)換器，設計中采用該轉(zhuǎn)換器對調(diào)理之后的心音信號進行A／D轉(zhuǎn)換，轉(zhuǎn)換速率為1.2ksps，采樣達到±4.6LSB。

　　3.4 電源模塊

　　為了保證聽診器的正常運行，設計了3種方式來供電。在使用JTAG接口對CC2530進行程序調(diào)試時，利用JTAG的3.3 V電源引腳為電路供電。該供電方法的缺點是通過JTAG接口提供的電壓穩(wěn)定性不高，紋波稍大，對心音信號有一定的干擾，而且電路工作范圍受到引線的限制。另一種方法參考了諾基亞手機充電接口的設計思路，通過USB充電線為電路供電。諾基亞充電線的空載輸出電壓為6 V，需要降壓才能夠為電路供電?？紤]到采用這種供電方式電路依然不能擺脫引線的束縛，使用體積小、容量大的充電電池是一種比較理想的選擇。設計中采用可充電紐扣電池LIR2450，該電池的理論參數(shù)如表2所列。

　　3.6 V的標稱電壓仍需要降壓才能夠為電路供電，因此引入了3.3 V輸出的線性穩(wěn)壓芯片ADP122來解決這一問題。ADP122擁有300 mA的輸出電流，電壓輸出偏差為±1％，穩(wěn)定性高，給電路帶來的干擾小。綜上考慮，決定采用諾基亞USB充電線通過USB電池充電管理芯片MAX8808為鋰電池充電，同時也為電路供電，在鋰電池電量充滿后MAX8808會自動停止充電。拔掉充電線后由鋰電池來供電。圖6為供電模塊電路圖。

　　4 電子聽診器實物及其運行狀況

　　通過電路制版、芯片焊接、封裝設計、電路編程調(diào)試等流程完成了無線電子聽診器模塊的制作工作，電路板如圖7所示。MEMS麥克風單獨置于電路板的背面，電路板大小為37 mm×22 mm，厚處為4.5 mm，占用空間小，穩(wěn)定性高。圖8為實測心音信號在上位機軟件上的顯示效果圖。

　　5 結語

　　本系統(tǒng)采用了集成化、緊湊性設計，功耗低，電路供電方式多樣化，能夠滿足測試和實際應用的要求。整個系統(tǒng)全部采用貼片元件，體積小、成本低，以較高的準確性實現(xiàn)了點對點通信，完成了心音信號的無線傳輸。

　　目前，對心音信號解析和識別方法的研究是當前的熱點，將頻譜分析和時頻聯(lián)合分析方法應用到心音特征的研究取得了豐碩的成果。因此，對心音信號時頻分析的研究應用將是下一步工作的重點。

參考文獻:

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