李陽(yáng)軍，任重丹，李天華，黃海深

(遵義師范學(xué)院 物理與機(jī)電工程學(xué)院，貴州 遵義 523006)

0 引言

1816年，法國(guó)名醫(yī)Laennec發(fā)明了世界上第一個(gè)聽(tīng)診器[1]，極大地推動(dòng)了醫(yī)學(xué)科學(xué)的前進(jìn)與發(fā)展，并形成了心臟聽(tīng)診學(xué)、肺聽(tīng)診學(xué)等學(xué)科.1840年和1937年，英國(guó)喬治和凱爾相繼再次改良聽(tīng)診器，就有了單耳聽(tīng)筒和復(fù)式聽(tīng)診器[2].心音是心臟各部分本身以及各部分之間相互運(yùn)動(dòng)所產(chǎn)生的生理性聲音.20世紀(jì)60年代出現(xiàn)了心音圖，在一定程度上，為發(fā)現(xiàn)和診斷心血管疾病提供了幫助[3].

隨著科技的進(jìn)步，現(xiàn)有的電子聽(tīng)診器相對(duì)傳統(tǒng)聽(tīng)診器有了一定的進(jìn)步，已邁向電子化和數(shù)字化，其中“簡(jiǎn)便清晰電子聽(tīng)診器”、“多功能電子聽(tīng)診器”和“醫(yī)用電子聽(tīng)診器”都具有一定的信號(hào)預(yù)處理功能，改善了信號(hào)的精度和準(zhǔn)確度，但價(jià)格昂貴.

國(guó)外對(duì)心音信號(hào)的分析發(fā)展較早[4].1986年，Durand[5]對(duì)傳統(tǒng)譜分析和現(xiàn)代譜分析性能作了分析和相應(yīng)比較[6].1994年，Akay應(yīng)用小波變換和短時(shí)傅里葉變換分析了第一心音(S1)和第二心音(S2)[7].1997年，Liang等提出了包絡(luò)圖應(yīng)用于心音圖的分段，利用小波變換識(shí)別心音信號(hào)的數(shù)據(jù)特征，并得出小波變換能為心音分析提供更好的分辨率[8].Christer等人依據(jù)非線性動(dòng)力學(xué)原理，采用時(shí)頻循環(huán)檢測(cè)方法提取到第3心音(S3)，但由于其計(jì)算過(guò)于復(fù)雜，沒(méi)有得到廣泛采用[9].直至后來(lái)，Kumar等人先利用小波變換—閥值濾波分離出第1心音(S1)、第2心音(S2)、第3心音(S3)，再根據(jù)S1、S2、S3各自的頻率存在差異，采用高頻標(biāo)記法，識(shí)別出S3[10].從 2005年開(kāi)始，對(duì)心音信號(hào)的分析開(kāi)始真正邁向S3，但由于S3振幅小，頻率低等原因，對(duì)S3的提取和分析進(jìn)展不像對(duì)S1、S2的研究那么順利[4].因此說(shuō)，心音分析有著漫長(zhǎng)而又艱辛的發(fā)展歷程.據(jù)2013年統(tǒng)計(jì)結(jié)果，在中國(guó)，有約350萬(wàn)人死于心血管疾病，比2010年的統(tǒng)計(jì)結(jié)果多了60萬(wàn)人，也就是說(shuō)平均每9 s就有一人死于該病[11].由此可見(jiàn)，一款低成本的、易攜帶的、適用的，能顯示心音波形，有助于醫(yī)生盡早發(fā)現(xiàn)心血管疾病的電子心音聽(tīng)診器的研制顯得尤為重要.

1 心音信號(hào)數(shù)字分析

選用Matlab中的[b,a]=butter(n,Wn,‘ftype’)函數(shù)，設(shè)定好濾波器階數(shù)n、3 dB截止頻率的歸一化值 ，區(qū)分濾波器類型的ftype參數(shù)，即當(dāng)ftype=bandpass，設(shè)計(jì)好濾波器后，調(diào)用蒙特利爾研究所的心音信號(hào)做濾波分析，并觀察其頻率響應(yīng)，結(jié)果如圖1.由仿真結(jié)果知道，心音信號(hào)頻段寬，能量主要分布在0～1 kHz.

圖1 正常心音信號(hào)頻譜響應(yīng)圖Fig.1 Normal heart sound signal spectral response diagram

2 總體設(shè)計(jì)框架

心音信號(hào)幅值較小，約為幾十毫伏，易受外界環(huán)境的干擾.設(shè)計(jì)總體框架如圖2.心音傳感器采集到的信號(hào)需經(jīng)過(guò)放大、濾波預(yù)處理.預(yù)處理后的信號(hào)，一路送入功率放大模塊，經(jīng)揚(yáng)聲器完成心音播放功能；另一路送入AVR單片機(jī)，做A/D轉(zhuǎn)換，同步在單片機(jī)控制的液晶顯示屏.

圖2 系統(tǒng)總體框架Fig.2 The overall framework

3 硬件電路設(shè)計(jì)與仿真

3.1 信號(hào)采集電路

基于駐極體話筒自制的心音傳感器將聲信號(hào)轉(zhuǎn)換成電信號(hào)，但心音信號(hào)阻抗高，因此通過(guò)引入正反饋使輸入端電位升高，即自舉電路[12]，實(shí)現(xiàn)最佳阻抗匹配.心音信號(hào)采集電路原理圖如圖3所示，圖3中自舉電容C2在交流通路中短路處理，R3起負(fù)反饋?zhàn)饔茫瑢out的電壓引回電阻R1的下端，根據(jù)式(1)：

(1)

其中：R1兩端交流電位差大大變??；R1的交流電流 也大大減??；C1、C2、R3、R4和Q1晶體管組成了一個(gè)典型的共集電極放大電路.共集電極放大電路的特性為：對(duì)電壓基本無(wú)放大作用，因此Vin與Vout基本相等.若將R1等效到輸入回路，根據(jù)式(2)：

(2)

完成了心音信號(hào)與采集電路阻抗匹配的問(wèn)題.

圖3 心音信號(hào)采集電路原理圖Fig.3 Heart sound signal acquisition circuit schematics

3.2 信號(hào)預(yù)處理電路

信號(hào)預(yù)處理電路，又叫信號(hào)調(diào)理電路，包括放大電路和濾波電路，其目的是實(shí)現(xiàn)有用電信號(hào)電平的提高，滿足A/D轉(zhuǎn)換的電平要求.設(shè)計(jì)放大電路時(shí)，充分利用LM358具有兩個(gè)獨(dú)立運(yùn)放，以及頻響范圍寬的優(yōu)點(diǎn)，設(shè)計(jì)如圖4的二級(jí)放大電路，采用阻容耦合方式連接.第一級(jí)放大倍數(shù)為：

(3)

第二級(jí)可實(shí)現(xiàn)1～10倍放大，即兩級(jí)最大放大倍數(shù)為100，足以達(dá)到AD轉(zhuǎn)換的電平要求.本文采用Protel 99SE對(duì)一級(jí)放大電路做瞬態(tài)特性仿真分析[13]，結(jié)果如圖5.

從數(shù)字分析結(jié)果知道，心音信號(hào)的頻率主要分布在10～1000 Hz，因此，在這里設(shè)計(jì)二階低通濾波電路如圖6，上限截止頻率 設(shè)定為1 kHz.從原理圖知道：輸出信號(hào)既被引回正相輸入端，也被引回反相輸入端，因此該濾波電路既有正反饋，也有負(fù)反饋.當(dāng)信號(hào)頻率很低時(shí)，電容C1的阻抗很大，則正反饋很弱；當(dāng)信號(hào)頻率很高時(shí)，電容C2的阻抗很小，因而同相輸入端電壓Up(s)幾乎為零.所以，只需引入適當(dāng)程度的正反饋，就既能滿足在f=f0時(shí)電壓得以放大，同時(shí)不產(chǎn)生自激振蕩.

圖4 二級(jí)放大電原理圖Fig.4 The second enlarged schematic diagram

圖5 一級(jí)放大電路瞬態(tài)仿真分析結(jié)果Fig.5 An amplifier circuit transient simulation results

圖6 濾波電路原理圖Fig.6 Filter circuit schematics

3.3 微處理器

微處理器的型號(hào)和款式繁多，ATmega64-16AU價(jià)位低、功耗小、處理速度快，因此采用ATmega64作為微控制器的核心芯片[14]實(shí)現(xiàn)心音信號(hào)的模數(shù)轉(zhuǎn)換，并將其波形同步到LCD12864液晶顯示屏.同時(shí)，主控模塊也能控制板上指示燈、按鈕的響應(yīng)控制以及對(duì)心率的計(jì)數(shù)控制.

4 軟件部分設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)

4.1 軟件設(shè)計(jì)思路

顯示模塊部分，以LCD12864與AVR單片機(jī)ATmega64的硬件連接電路為基礎(chǔ)[15]，完成LCD的驅(qū)動(dòng)與初始化、命令的寫入、地址的更新、心音信號(hào)數(shù)據(jù)的讀取與寫入、波形的顯示等功能.主控模塊部分，對(duì)AVR單片機(jī)的串口、I/O口、計(jì)數(shù)器和定時(shí)器，LCD12864顯示屏，模數(shù)轉(zhuǎn)換器TLC5510等進(jìn)行初始化；之后開(kāi)串口、啟動(dòng)定時(shí)器，采集心音信號(hào)，存入數(shù)據(jù)緩沖區(qū)；模數(shù)轉(zhuǎn)換芯片不停地檢測(cè)數(shù)據(jù)存儲(chǔ)區(qū)是否有數(shù)據(jù)，檢測(cè)到有心音數(shù)據(jù)之后，立即送ADC模塊處理，并置相應(yīng)狀態(tài)位為1；心音信號(hào)經(jīng)轉(zhuǎn)換后，發(fā)送至LCD顯示.

圖7 被測(cè)試者心音波形Fig.7 Testers heart sound waveform

4.2 設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)

本研究完成了電子心音聽(tīng)診器的制作，并在環(huán)境相對(duì)安靜時(shí)，得到被測(cè)試者的心音波形如圖7，此外，還可從揚(yáng)聲器監(jiān)聽(tīng)到周期性的與心跳一致的咚咚聲.

5 結(jié)論

針對(duì)心音信號(hào)幅值低、并存在低頻與高頻的干擾等特點(diǎn)，用Matlab軟件對(duì)心音信號(hào)做了仿真分析，在仿真結(jié)果的基礎(chǔ)上，分模塊設(shè)計(jì)了心音采集電路、放大電路、濾波電路、功放電路等，實(shí)現(xiàn)了心音實(shí)時(shí)播放和同步顯示功能，解決了傳統(tǒng)聽(tīng)診器不能觀察心音圖的缺陷，達(dá)到預(yù)計(jì)效果.因其體積小、攜帶方便、功耗低、適用性強(qiáng)，具有廣泛的應(yīng)用前景.

致謝：衷心感謝加拿大蒙特利爾臨床醫(yī)學(xué)研究所Du-rand LG為我們提供心音數(shù)據(jù).