引言
聽診器是醫(yī)生進(jìn)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(jìn)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(fēng)險。隨著電子技術(shù)和無線傳輸技術(shù)的發(fā)展,遠(yuǎn)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(lán)牙傳輸協(xié)議的多功能的電子聽診器紛紛被設(shè)計出來,投入到市場應(yīng)用當(dāng)中。但是藍(lán)牙傳輸技術(shù)也存在著通信距離短、復(fù)雜度高、功耗高、成本高等缺點。本文對傳統(tǒng)聽診器進(jìn)行改造,引入基于ZigBee協(xié)議的無線電子通信技術(shù),設(shè)計出一款可以對人體心音數(shù)據(jù)進(jìn)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(kuò)大了聽診范圍,降低了醫(yī)生在聽診時被病人傳染的機(jī)率。
1 ZigBee協(xié)議的優(yōu)勢
ZigBee是一種近距離、低復(fù)雜度、低數(shù)據(jù)速率、低成本的雙向無線通信技術(shù),工作在2.4 GHz ISM免費頻段,主要適合自動控制、傳感、監(jiān)控和遠(yuǎn)程控制等領(lǐng)域,同時也支持地理定位功能。ZigBee聯(lián)盟在制定ZigBee標(biāo)準(zhǔn)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(chǔ)之上,ZigBee聯(lián)盟制定了數(shù)據(jù)鏈路層(DLL)、網(wǎng)絡(luò)層(NWK)和應(yīng)用編程接口(API)規(guī)范。同藍(lán)牙技術(shù)相比較,ZigBee技術(shù)在功耗、傳輸距離和設(shè)備成本等方面均存在著明顯的優(yōu)勢。ZigBee與藍(lán)牙傳輸協(xié)議各參數(shù)比較如表1所列。
2 系統(tǒng)整體設(shè)計思路
無線電子聽診器的結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。采用麥克風(fēng)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(jìn)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(fù)責(zé)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(shè)計的C51RF~CC2530-PK無線ZigBee網(wǎng)絡(luò)開發(fā)平臺。它通過USB同上位機(jī)相連,向上位機(jī)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(jī)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(jī)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(jī)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(fēng)采集心音效果并不好。為了更好地隔離雜音干擾,增強(qiáng)采集端心音強(qiáng)度,加入了心音聽診頭,如圖2所示。
采用MEMS麥克風(fēng)對心音信號進(jìn)行采集,同傳統(tǒng)的駐極性體麥克風(fēng)相比,MEMS麥克風(fēng)體積小、集成度高,且靈敏度為-42 dB,同駐極體麥克風(fēng)大致相當(dāng)。
3.2 增益和濾波模塊
實驗發(fā)現(xiàn)麥克風(fēng)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(jìn)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(shè)計中分別采用一級運算放大器和一級有源濾波器。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,最大輸入偏置電流為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為核心,芯片集成了增強(qiáng)型8051內(nèi)核,內(nèi)部采用流水線結(jié)構(gòu),指令周期短。芯片具有256KB的Flash,低功耗設(shè)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(jié)構(gòu)要求緊湊的設(shè)計需求。芯片的工作電壓為2~3.6 V,最大發(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(shè)計中采用該轉(zhuǎn)換器對調(diào)理之后的心音信號進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換,轉(zhuǎn)換速率為1.2ksps,采樣精度達(dá)到±4.6LSB。
3.4 電源模塊
為了保證聽診器的正常運行,設(shè)計了3種方式來供電。在使用JTAG接口對CC2530進(jìn)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(jī)充電接口的設(shè)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。考慮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(shè)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(biāo)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的最大輸出電流,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(shè)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(fēng)單獨置于電路板的背面,電路板大小為37 mm×22 mm,最厚處為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(jī)軟件上的顯示效果圖。
5 結(jié)語
本系統(tǒng)采用了集成化、緊湊性設(shè)計,功耗低,電路供電方式多樣化,能夠滿足測試和實際應(yīng)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(zhǔn)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(dāng)前的熱點,將頻譜分析和時頻聯(lián)合分析方法應(yīng)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(yīng)用將是下一步工作的重點。
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