CN102727245A

CN102727245A - 一种心音信号采集调理传输装置

Info

Publication number: CN102727245A
Application number: CN2012102462434A
Authority: CN
Inventors: 刘琚; 殷超; 董郑; 叶红; 刘朝晨; 李清石
Original assignee: Shandong University
Current assignee: Shandong University
Priority date: 2012-07-16
Filing date: 2012-07-16
Publication date: 2012-10-17

Abstract

本发明设计了一种心音信号采集调理传输装置：心音传感器将人体连续变化的心音音频信号转化为心音电信号；心音电信号经过可控增益差分放大送至滤波部分；滤波器根据心音信号的频率特性进行合理的低通滤波及工频陷波等，减少噪声干扰；滤波后的双极性心音模拟信号经过电平抬升，然后进行模数转换；串口传输模块和上位机连接，接收上位机命令，发送采集到的心音数字信号。本发明能够方便、快速、准确的采集调理心音信号，可以采用市电或电池两种供电方案,可应用于医院、家庭、事故现场等多种心音采集场合。

Description

一种心音信号采集调理传输装置

技术领域

本发明涉及一种心音信号采集调理传输装置，属于心音信号采集、处理技术领域。

背景技术

近些年来，死于循环系统疾病的人数已经上升到第一位。心脏是人体的发动机，循环系统的疾病几乎都能够从心脏反映出来。目前国内外比较热衷于利用心音信号进行心血管疾病的诊断的研究，原因是利用心音诊断心血管疾病方便、经济、准确。心音信号包含了能够反映心脏正常或者病理的丰富信息，在检测该类型疾病领域具有很大的优越性。越来越多的工程及研究人员投入到心音信号采集和分析处理领域，利用电子设备采集心音信号，分析提取有用特征，辅助医生分析心脏正常或病理特性。因此如何地精确的采集调理心音信号是首先应该解决的重要问题。

目前市场上出现了一些类似的心音信号采集装置，但由于心音信号较弱，频率较低，容易受到电路及周围环境的干扰，因此在复杂应用环境如事故现场很难保证采集到的心音信号质量。而且心音信号强度会因人的体质及疾病类型的不同而有所差异，心音传感器与人体接触时压力过大或过小也会造成心音信号幅度浮动很大。因此为了精确的采集调理心音信号，心音采集电路应该可以滤波去除各种干扰信号，并能根据心音信号强度实现有效的增益控制等。

发明内容

本发明针对现有心音信号采集技术存在的不足，设计了一种新的心音信号采集调理传输装置，该装置主要由心音传感器、可控增益放大模块、滤波器模块、模数转换模块、核心控制器、串口传输模块、电源模块等组成，能够方便、迅速、准确的采集调理心音信号并传输给上位机处理。和传统的心音采集装置相比，本发明有如下优点：首先，它可以采用220V市电和电池两种供电方案，可方便应用于医院、家庭、事故现场等多种心音采集场合；其次，根据心音信号频率特性，滤波器模块采用了高精度低通滤波、50Hz陷波等，有效抑制了电路及周围环境引入的噪声，保证了心音信号采集精度；再次，通过合理有效的信号放大增益控制，心音信号不会因为人的体质及疾病类型不同或者传感器与人体接触压力不均导致信号过小而精度低，信号过大而削波失真。

本发明具体采用以下技术方案：

一种心音信号采集调理传输装置，其特征是：心音传感器将人体连续变化的心音音频信号转化为心音电信号；心音电信号经过可控增益差分放大送至滤波部分；滤波器根据心音信号的频率特性进行合理的低通滤波及工频陷波等，减少噪声干扰与信号混叠；滤波后的双极性心音模拟信号经过电平抬升，然后进行模数转换；串口传输模块和上位机连接，接收上位机命令，发送采集到的心音数字信号。

本发明供电方式灵活，支持220V市电供电和电池供电两种方案,可应用于医院、家庭、事故现场等多种心音采集场合。

本发明的差分放大、可变增益控制的实现采用AD620仪表差分放大器和MAX5402数控电位器。

本发明的低通滤波采用MAX297八阶的低通椭圆滤波器，设置截止频率f_c＝1kHz，工频干扰抑制采用双T有源陷波器。

本发明的模数转换主要由电平抬升电路和模数转换电路组成，电平抬升使用运算放大器TL082运放加法求和电路完成，在滤波器输出双极性心音模拟信号的基础上叠加直流电平，模数转换采用12位串行模数转换器TLC2543。

本发明的核心控制器采用ATMEGA8单片机，它带有SPI总线控制器，可以方便地和数控电位器MAX5402及模数转换器TLC5402连接。

本发明的串口传输使用MAX232芯片完成TTL电平和RS-232电平转换，一方面将采集调理后的心音数字信号发送给上位机，另一方面接收上位机命令，用于启动、停止心音信号的采集传输。

本发明的有益效果是：本发明提供了一种改进的心音信号采集调理传输装置，能够方便、快速、准确地采集调理心音信号。和传统心音采集装置相比,本发明供电方式灵活，可以市电和电池两种供电方案,可应用于医院、家庭、事故现场等多种心音采集场合；其次，通过高精度低通滤波、50Hz陷波等，有效抑制了电路及周围环境引入的噪声，保证了心音信号采集精度；再次，通过合理有效的信号放大增益控制，心音信号不会因为人的体质及疾病类型不同或者传感器与人体接触压力不均导致信号过小而精度低，信号过大而削波失真；最后，通过设计与上位机间的通信命令，能方便地启动、停止心音信号的采集传输。

附图说明

图1是本发明心音信号采集调理传输装置逻辑功能框图。

图2是本发明心音信号采集调理传输装置硬件设计框图。

图3是本发明心音信号采集调理传输装置核心控制器主程序流程图。

图4是本发明心音信号采集调理传输装置核心控制器串口接收中断程序流程图。

图5是本发明心音信号采集调理传输装置核心控制器定时器中断程序流程图。

具体实施方式

为了使本发明技术方案更加清楚明白，以下结合附图对本发明进行进一步详细说明。

如图1所示，本发明设计了一种心音信号采集调理传输装置，能够方便、快速、准确的采集调理传输心音信号。首先心音传感器将人体连续变化的心音音频信号转化为心音电信号；然后心音电信号经过可控增益放大送至滤波部分；滤波器根据心音信号的频率特性进行合理的低通滤波及工频陷波等，减少噪声干扰；滤波后的双极性心音模拟信号经过电平抬升，使信号分布在0-5V，然后进行模数转换；串口传输模块和上位机连接，接收上位机命令，发送采集到的心音数字信号。

下面分别从硬件设计和软件两个方面具体叙述本发明的技术方案。

为实现图1该装置逻辑功能，设计了如图2所示的硬件电路。硬件电路的每一部分都经过了合理的芯片选型和电气设计，保证了采集信号的低噪声、高精度。

电源：该装置支持220V市电供电和电池供电。若采用220V市电供电，则220V交流电首先经过220V~9V变压器，然后经过整流、滤波、稳压、DC/DC变换等，得到+5V和-5V电压。稳压器件采用常用的LM7805、LM7809。相比市电供电，电池供电则相对简单，由于心音信号容易受到50Hz工频干扰，所以电池供电能保证更高精度的心音信号采集。

心音传感器：心音信号是具有较低频率的音频信号，因此心音信号的采集类似其他音频信号。借助传统心音听诊器，将驻极体麦克风塞入听诊器胶管中，就构成了一个简易但性能良好的心音信号传感器。传感器将心音音频信号转化为电信号，电路设计类似于单声道麦克风音频采集。

可控增益放大：可变增益控制的实现采用AD620仪表差分放大器和MAX5402数控电位器。仪表差分放大器AD620内部采用差动输入，共模抑制比高，差模输入阻抗大，增益范围大，精度高，外部接口简单，可以通过调节接入电阻调整放大增益。数控电位器MAX5402是一个具有256个抽头的数控电位器，最大输出电阻10kΩ，采用8位解码器，每个电阻单元对应10kΩ/255即39.2Ω。MAX5402输出电阻通过SPI总线控制，容易和核心控制器ATMEGA8电气连接，同时易实现软件编程。差分放大有效地抑制了共模干扰，保证了心音信号采集精度；可控增益保证了放大后的心音信号维持在适当的范围，使得心音信号不会因为人的体质及疾病类型不同或者传感器与人体接触压力不均导致信号过小而精度低，信号过大而削波失真。

滤波：心音信号集中于50Hz～600Hz，为减少电路及周围环境对心音信号的干扰，因此需要对心音信号进行低通滤波。MAX297是一种八阶的低通椭圆滤波器，内部存在一个振荡器，使用简单，无需外接电阻，只需外接一个电容为振荡器提供时钟，截止频率范围可控制在0.1～50KHz，带内增益平坦，带外衰减速度很快，满足要求。MAX297滤波器截止频率由芯片1号管脚的外接电容决定：

f_{c} = \frac{1}{50} f_{osc} (kHz) = \frac{10^{5}}{150 C_{osc} (pF)}

取低通滤波器的截止频率f_c＝1kHz，计算得知电容C_osc≈666pF。另外，本装置采用220V市电供电时，电路中会引入部分50Hz工频干扰，因此本发明采用了双T有源陷波器，有效降低了工频对于心音信号的干扰。

模数转换：模数转换部分主要由电平抬升电路和模数转换电路组成。电平抬升使用运算放大器TL082运放加法求和电路完成，在滤波器输出双极性心音模拟信号的基础上叠加直流电平。模数转换芯片采用12位串行模数转换器TLC2543，它使用开关电容逐次逼近技术完成A/D转换过程。芯片控制及采样数据读取同样采用SPI总线，容易和核心控制器ATMEGA8电气连接，节省了控制器I/O资源。

核心控制器：核心控制器采用ATMEGA8，它是高性能、低功耗的8位AVR单片机，具有较高的工作时钟频率，带有SPI总线控制器，可以方便地和数控电位器MAX5402及模数转换器TLC5402连接。

串口传输：串口传输部分使用MAX232芯片完成TTL电平和232电平转换，一方面将采集调理后的心音数字信号发送给上位机，另一方面接收上位机命令，用于启动停止心音信号采集传输。

本发明心音信号采集调理传输装置核心控制器主程序流程如图3所示。核心控制器完成I/O端口初始化、SPI总线初始化、数控电位器初始化、串口初始化、定时器初始化等后挂起，等待串口中断中接收上位机发送的启动采集或停止采集命令。

本发明心音信号采集调理传输装置核心控制器串口接收中断程序流程如图4所示。当串口接收到上位机发送数据时，便开始按照此流程图执行。如果是“启动采集”命令，则打开定时器开始心音采集传输；如果是“停止采集”命令，则停止心音采集传输。

本发明心音信号采集调理传输装置核心控制器定时器中断程序流程如图5所示。当串口接收到上位机发送的“启动采集”命令后，定时器就会按照采样周期而周期性地触发中断，中断程序按照此流程图执行。首先读取模数转化器转化后的心音数据，然后判断是否已经调整好放大增益，如果已经调整好，则直接将心音数据通过串口发送给上位机，如果没有调整好，则统计心音数据峰值，通过控制数据电位器输出电阻控制可控增益放大器放大增益，保证心音信号的准确性。

本发明设计的心音信号采集调理传输装置，能够方便、快速、准确的采集调理心音信号。本发明供电方式灵活，可以采用市电或电池两种供电方案,可应用于医院、家庭、事故现场等多种心音采集场合；通过高精度低通滤波、50Hz陷波等，有效抑制了电路及周围环境引入的噪声，保证了心音信号采集精度；通过合理有效的信号放大增益控制，心音信号不会因为人的体质及疾病类型不同或者传感器与人体接触压力不均导致信号过小而精度低，信号过大而削波失真；通过设计与上位机间的通信命令，能方便地启动、停止心音信号的采集传输。

Claims

1.一种心音信号采集调理传输装置，其特征是：心音传感器将人体连续变化的心音音频信号转化为心音电信号；心音电信号经过可控增益差分放大送至滤波部分；滤波器根据心音信号的频率特性进行合理的低通滤波及工频陷波等，减少噪声干扰与信号混叠；滤波后的双极性心音模拟信号经过电平抬升，然后进行模数转换；串口传输模块和上位机连接，接收上位机命令，发送采集到的心音数字信号。

2.根据权利要求1所述的心音信号采集调理传输装置，其特征是：供电方式灵活，支持220V市电供电和电池供电两种方案,可应用于医院、家庭、事故现场等多种心音采集场合。

3.根据权利要求1所述的心音信号采集调理传输装置，其特征是：差分放大、可变增益控制的实现采用AD620仪表差分放大器和MAX5402数控电位器。

4.根据权利1所述的心音信号采集调理传输装置，其特征是：低通滤波采用MAX297八阶的低通椭圆滤波器，设置截止频率f_c＝1kHz，工频干扰抑制采用双T有源陷波器。

5.根据权利1所述的心音信号采集调理传输装置，其特征是：模数转换主要由电平抬升电路和模数转换电路组成，电平抬升使用运算放大器TL082运放加法求和电路完成，在滤波器输出双极性心音模拟信号的基础上叠加直流电平，模数转换采用12位串行模数转换器TLC2543。

6.根据权利1所述的心音信号采集调理传输装置，其特征是：核心控制器采用ATMEGA8单片机，它带有SPI总线控制器，可以方便地和数控电位器MAX5402及模数转换器TLC5402连接。

7.根据权利1所述的心音信号采集调理传输装置，其特征是：串口传输使用MAX232芯片完成TTL电平和RS-232电平转换，一方面将采集调理后的心音数字信号发送给上位机，另一方面接收上位机命令，用于启动、停止心音信号的采集传输。