心音、脉搏信号采集、调理电路的设计

 心音和脉搏是反映人体生理及病理的两项重要指标，它们分别是诊断人体疾病的重要手段之一，具有非常重要的临床意义。为此，对该领域的研究背景、研究现状和发展趋势进行了充分调研，认为现有系统一般是单独的心音或者单独的脉搏采集调理电路，但是由于心动是脉动的源，心音与脉搏本身就存在着严密的医学联系，单独的心音或者单独的脉搏采集调理电路，无法对心音和脉搏信号进行关联分析提供大量可靠的数据样本，因此本文详细介绍了用通用器材制作心音、脉搏传感器的方法以及信号调理电路的设计方案。

1 心音、脉搏传感器的制作方法

1.1 心音传感器选择及制作

心音是人体最重要的声信号之一。它是在心动周期中，由于心肌收缩和舒张、瓣膜启闭、血流冲击心室壁和大动脉等因素引起的机械振动，该振动通过周围组织传到胸壁成为可听到的声音。心音信号中含有关于心脏各个部分，如：心房、心室、大血管、心血管及各个瓣膜功能状态的大量病理信息，是临床评估心脏功能状态的最基本方法。当心血管疾病尚未发展到足以产生临床及病理改变(如ECG变化)以前，心音中出现的杂音和畸变就是重要的诊断信息。

1.1.1 心音传感器的选择

心音采集系统首先要解决的是如何将心音信号转化为电信号的问题。由于心音信号的频谱范围在人耳所能听到声音的低频段，约在20～600 Hz，因此可选用低频响应较好的话筒作为心音传感器。驻极体式电容话筒低频特性能满足要求而价格低，该设计中选用直径6 mm的驻极体话筒。

1.1.2 心音传感头的制作

制作心音传感头时，选用了由江苏鱼跃医疗设备股份有限公司出品的单用听诊器全铜听头部分，在听头耳把上套上约20 cm长的医用橡皮管，对心音进行物理增强，橡皮管的另一头挤压入微型驻极体话筒，话筒的两根导线用屏蔽电缆接到放大电路中。

1.2 脉搏传感器的选择及制作

脉搏波是以心脏搏动为动力源，通过血管系的传导而产生的容积变化和振动现象。当心脏收缩时，有相当数量的血液进入原已充满血液的主动脉内，使得该处的弹性管壁被撑开，此时心脏推动血液所作的功转化为血管的弹性势能;心脏停止收缩时，扩张了的那部分血管也跟着收缩，驱使血液向前流动，结果又使前面血管的管壁跟着扩张，以此类推。这种过程和波动在弹性介质中的传播有些类似，因此称为脉搏波(Pulse Wave)。人体手指末端含有丰富的小动脉，它们和其他部位的动脉一样，含有丰富的信息，用光电法拾取这些信息是无损伤方法，而且简单易行。实验表明，用红外光电法通过指尖测量脉搏波是一种比较好的方法。

1.3 脉搏波测量电路

红外光电法脉搏采集的基本方法是：发光二极管发出的光照射到手指上，被手指组织的血液吸收和衰减后由光敏二极管接收，由于手指动脉血在血液循环过程中呈周期性的脉动变化，它对光的吸收和衰减也是周期性脉动的，于是光敏二极管输出信号的变化也就是周期性变化，反映了动脉血的变化。

光电传感器按光的接收方式可分为透射式和反射式两种。透射式的光源与光敏接收器件对称布置于手指两边，从光源发出的光穿过皮肤进入深层组织，除被皮肤、色素、指甲、血液等吸收及反射外，还有一部分会透射出去到达光敏二极管。这种方法可较好地指示心律的时间关系，并可用于脉搏测量，但不适于精确度量容积;反射式的是测头当中的发射光源和光敏器件位于同一侧，接收的是漫反射回来的光，该信号可精确地测得血管内容积变化。该方案采用了透射型指套式光电传感器。发光二极管采用红色单色光，传感器做成遮光指套式，减少了外界光的干扰，使用方便，灵敏度高，性能稳定。在光源电路中，关键是要保持发光二极管发射光强稳定，即要保证流过发光二极管的电流恒定，因此采用了一个恒流源电路，从系统结构考虑它由单电源供电，R1和D保证了偏置电压的稳定，电路如图1所示。

2 心音、脉搏调理电路的设计

心音和脉搏传感器输出的信号微弱并往往夹杂着噪声干扰，所以必须要进行滤波和放大处理，由于是交流放大器，所以在信号调理电路中选取了电源电压范围宽，静态功耗小，可单电源使用，价格低廉的集成运放LM324。

2.1 心音调理电路的设计

2.1.1 心音前置放大电路

如图2所示，为同相放大电路，在输入端加了无源高通滤波，滤除极低频干扰。通过调节R7的大小就可以获得所需的放大倍数，放大倍数为1+R7/R6。

2.1.2 噪声的滤除

前置放大器输出的信号并不是纯粹的心音信号，其中夹杂着工频干扰和其它低频分量。这些干扰，比如：心音传声器和皮肤的摩擦音、呼吸噪音、人体的干扰信号和记录仪器所产生的干扰等，不仅会导致心音信号被淹没，也不利于后续电路的处理。因此首先用一个8阶压控电压源高通滤波器来滤除这些干扰，高通滤波电路的截止频率为15 Hz，如图3所示。

从高通滤波电路中出来的心音信号，还混有较高频率的传声器与人体皮肤摩擦所产生的干扰等，所以有必要在高通滤波器后进行低通滤波。为达到较好的滤波效果而又不使电路过于复杂，设计了一个二阶压控电压源(VCVS)低通滤波器。该低通滤波器的截止频率选为600 Hz时比较合适，电路如图4所示。

2.1.3 可调放大电路

经过高通、低通滤波电路，最终把600 Hz频段范围的心音信号提取了出来。但由于不同人的心音信号幅度不同，在前置放大器的基础之上又加了一个可调的放大器。这样通过手动调节，使输出信号幅度使用相当方便。对正常人来说，该部分放大倍数选为10～20倍即可，如图5所示。

2.2 脉搏调理电路的设计

脉搏调理电路也由3部分组成。前级为由一个隔直低通反向放大器，以去除直流和极低频干扰，并抑制高频干扰，并对50 Hz工频有初步的衰减，同时对有用的脉搏信号进行了放大。设置此级的放大倍数为10倍，截至频率范围为0.05～20 Hz，如图6所示。

放大倍数A=R5/R3，选取R3=100 kΩ，R5=1 MΩ。同时为消除偏置电压，在正输入和地间接入R4=100 kΩ。低通截止频率设为20 Hz，R5=1MΩ，选取C4为6 800 pF，截止频率约为23 Hz。

滤波部分采用三阶巴特沃斯低通滤波器，如图7所示，设置截至频率f=20 Hz，根据归一化方法查表选择R7=R8=R9=100 kΩ，C6=0.47μF，C7=0.033μF，C8=0.033μF。该低通滤波电路保留了有用的脉搏低频信号，对50 Hz工频等噪声进行了较大的衰减。

2.2.2 后级放大电路

采用可变增益反向放大电路，反向放大器由于电阻最大取值不能超过10 MΩ，如果要提高反向放大器的输入阻抗，则电路的增益就要受到限制。该系统采用的反向放大器可以避免这种限制，既有较高的输入阻抗又可取得足够的增益。如果选取R13远大于R14，R15，则放大器的增益可用下式近似计算：

R11=100 kΩ，R13=1 MΩ，R15用10 kΩ的电位器，R14=1 kΩ。R13，C9构成低通滤波，截止频率为20 Hz，根据式(1)增益可调范围为11～110倍，电路如图8所示。

3 实验结果

该电路通过对人体心音和脉搏信号进行采集和调理后，用示波器观察到的两路信号如图9和图10所示。

4 结语

现该电路已采集了大量可靠病例和正常心音脉搏数据。使用表明，该电路稳定可靠，结果理想。这也为后续进行数字化转换和PC机显示、分析奠定了基础。