一种对心音信号进行有效处理的的数字方法

一、引言

心脏听诊是体检的重要部分，心脏杂音发生的时期对临床诊断具有重要价值，例如心脏收缩期中较轻的杂音一般是生理性的，而舒张期的杂音多为病理性的。在心脏听诊时必须能够准确地区分第一、第二心音并辨认出杂音发生在哪个时相，这一直是医科听诊的难点。

利用电子信息技术可以对心音信号进行有效处理，滤去不相干的杂音及环境噪音，并放大有用的声音，为医生临床诊断提供稳定、清晰的心率数字显示及良好的心音音质，基于这种技术的电子听诊器的性能远远优于传统听诊器。使用这种仪器，医生可选择对单个器官进行检查，只听取这一器官的声音，而无来自邻近器官的声音干扰，能获得最佳诊断效果。

二、心音信号处理电路的构成

近年来国内外多采用电子信息技术对心音信号进行处理。早期曾采用分离元件和普通模拟电路实现电路设计，现在多用专用IC和单片机实现，图1所示为这种电路的典型结构。

图1  心音信号处理电路

心音传感器的信号经放大、滤波后，一路经功率放大进行监听，另一路经脉冲整形送单片机处理，经单片机定时、计数和数据处理后进行心率数字显示。其可靠性强、测量精度和转换效率都较高。

三、心音信号处理电路的实现

1、信号采集及放大电路

鉴于心音的听音范围为20Hz～600Hz，又要求在提取微弱的心音信号的同时尽量不接收外来的杂波等信号，因此在心音传感器的选择上，需要灵敏度比较高、抗干扰能力比较强的传感器。根据我们对驻极体式、动圈式、电容式等几种传感器的比较，我们选择了驻极体式话筒作为最初的心音采集传感器。

由于传声器接收到的频率信号是很微弱且是宽带的，我们需要把它放大并滤除对听诊无用的杂波，因此需要高精度的放大、滤波电路。

为了能听到心音，需要加一个功率放大电路来推动扬声器;为了能显示心率，需要将滤波电路过来的信号送到比较器，通过比较整形，使计数器能接收到比较规则的脉冲信号，以利于电路工作，然后将脉冲信号送单片机处理，处理后的信号送显示电路。图2所示是信号采集及放大电路，R1、R2、R3、R4形成一个电阻平衡电路，目的是将信号分配到互补对称的双电源放大器，从而获得功率足够的信号。

图2 信号采集及放大电路
 
通过R3、R4将采集到的信号送到U1A和U1B的输入端，U1A和U1B是集成运放NE5532中两个独立的放大器。

为了有效抑制干扰，对U1A和U1B的输出信号我们又用脉搏处理芯片5G7650滤除干扰。5G7650是采用CMOS工艺制作的第四代集成运算放大器，又称斩波稳零运算放大器。U1A和U1B的输出信号连接到5G7650的4脚和5脚构成反相放大器。R7和R8是5G7650的输入电阻，R9和R10是反馈电阻，本电路的放大倍数为R10/R7=200倍。

为了能有效地滤掉5G7650电路内部时钟斩波频率所引起的微小尖峰脉冲干扰，在输出端接了一个RC低通滤波器，如R8﹑C3分别取1MΩ和1µF等。为了消除5G7650的输出过载，在正负电源端串接200Ω～510Ω的限流电阻(如图中的R5﹑R6)，以保证电路不致损坏。双列直插式的5G7650本身有脚3﹑脚6两个输入保护端，能方便地构成输入保护装置。

2、滤波、整形电路

具体电路如图3所示。

                                                                        图3 滤波及整形电路
 
前面提到，心音在20Hz～600Hz范围，所以必须将其它信号、噪声滤除掉。在放大电路的末级，采用了二阶压控电压源低通滤波器，滤除心音范围外的干扰信号，分频点设为：

f0=1/(2×3.14×RC)=600Hz

这样，心脏跳动的幅度很明显的分离出来。。

U8B是一个同相跟随器，用于增强带负载能力，使信号有足够的幅度提供给比较器。U8A、R17、R18、R19、R20和两只稳压二极管构成了一个滞回比较器。当输入信号受干扰或因噪声的影响而上下波动时，只要根据干扰或噪声电平适当调节滞回比较器两个门限电平的值，就可以避免比较器的输出电压在高低电平之间反复跳动。

3、单片机处理电路

单片机处理电路如图4所示，单片机选择 89C51。

                                                                         图4 单片机处理电路
 
经过比较器整形的波形，即心脏跳动次数的脉冲，送到单片机的T1脚。该脚对脉冲计数，在设定定时时间之后，将脉冲个数送累加器处理，再送到P2口显示。P2口作输出，P1口作位选，并用74LS07驱动。数码管采用7段共阴数码管。经过74LS07驱动的电平，通过上拉电阻提供电源，加到数码管对应的管脚。

四、硬件电路调试

调试时从信号发生器输出0Hz～2000Hz的正弦波用示波器观测硬件电路各观测点输出信号变化情况。首先可以观测到传感器采集到的信号包括很多频率成分，见图5。

图5 滤波前信号
 
在滤波电路中通过调整R38、R39使截止频率逼近600Hz;通过调整R40、R41使Q值逼近0.707，直至观测到较为理想的输出响应，即心脏跳动的幅度很明显地凸现出来、几乎看不到杂波干扰为止，如图6所示。

                                                                                  图6 滤波后信号
 
在整形电路中，只要适当调节电位器R19，即改变滞回比较器的门限电平，就能得到稳定的心脏跳动脉冲。最后再将心音传感器贴放在人体实测，使心率测量误差控制在±1次即可满足测量要求。

五、小结

采用这种电路设计的听诊器对声音的扩大能力是常规听诊器的14倍，合理的滤波电路设计大大减少了听诊部位边缘地带噪音的传入，并使医生更能有效区分心音和其它生理性声音。对于在噪音大的环境中看病的医生来说，采用这种处理电路可以得到非常理想的结果。

参考文献：

[1] 丁元杰.单片微机原理及应用第2版[M].北京：机械工业出版社，1999

[2] 何立民.单片机应用技术选编第1版[M].北京：北京航空航天大学出版社，1996

[3] 黄贤武，郑筱霞.传感器原理与应用第6版[M].成都：电子科技大学出版社，2001