CN103120592A - 一种心音电子听诊与智能健康分析系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种心音电子听诊与智能健康分析系统，包括心音传感器、信号调理电路、微控制器LPC2387；所述信号调理电路包括电平升压模块、高通滤波、前置放大模块、50Hz陷波器和主放大模块；微控制器LPC2387在数据的采集时，采用2K采样频率对模拟信号进行采样，采样点数取1000点，并对信号进行时频域加窗傅里叶分析。可视心音电子听诊系统是一种用来替代传统听诊器的装置，它具有准确性高、波形实时显示、可听诊心音、简单易用、成本低、体积小等优点。波形实时显示的功能可以帮助医生克服人耳听力敏感局限和听诊者主观经验的影响，使医生在听诊的同时可以观察到信号的波形，取得一些无法被传统听诊器捕获的病理信息，提高诊断的准确性。

Description

一种心音电子听诊与智能健康分析系统

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及的是一种电子听诊与智能健康分析系统。 

背景技术

近年来，随着人们物质生活水平的提高，心血管疾病的发病率在我国呈不断上升趋势。有医学资料表明，单纯冠心病发病率在我国男性增加了26％，女性增加了19％，并且年龄年轻化。心血管疾病已经对国民健康构成了极大的威胁，其死亡率已上升为各类疾病之首。在发达国家中，心血管疾病也是各种死亡原因之最。因此对心血管疾病的早期预防和诊断显得极为重要。而心脏听诊作为心血管疾病的重要早期辅助检测手段，对心血管疾病的早期发现和及时治疗具有重要的意义。 

心音是在心动周期中，由于心肌的收缩和舒张，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，然后通过周围组织的传导至胸壁，将耳紧贴胸壁或将听诊器放在胸壁一定部位听到的声音。心音信号作为人体最重要的生理信号之一，含有关于心脏各部分如心房、心室、大血管、心血管及各个瓣膜功能状态的大量生理病理信息，它能够反映心脏活动及血液流动的状况，是临床上评估心脏功能状态的最基本的参数，是心脏及大血管机械运动状况的直接反应。当心血管疾病尚未发展到足以产生临床及病理变化(如ECG变化)之前，心音中出现的杂音和畸变就是重要的诊断信息。更值得一提的是，作为心血管疾病无创性检测的重要方法，心音在心血管疾病中具有重要临床应用价值，有着心电图、超声心电图不可取代的优势。 

发明内容

本发明所要解决的技术问题是针对现有技术的不足提供一种心音电子听诊与智能 健康分析系统。 

本发明的技术方案如下： 

一种心音电子听诊与智能健康分析系统，包括心音传感器、信号调理电路、微控制器LPC2387；所述信号调理电路包括电平升压模块、高通滤波、前置放大模块、50Hz陷波器和主放大模块；微控制器LPC2387在数据的采集时，采用2K采样频率对模拟信号进行采样，采样点数取1000点，并对信号进行时频域加窗傅里叶分析：信号h(t)的加窗傅里叶变换也就S变换，可定义为带有特殊母小波的连续小波变换： 

$S(\mathrm{\τ},f)={\∫}_{-\∞}^{\∞}\frac{\left|f\right|}{\sqrt{2\mathrm{\π}}}{e}^{\frac{-{(\mathrm{\τ}-t)}^2{f}^2}{2}}{e}^{-i2\mathrm{\πft}}\mathrm{dt}---\left(1\right)$

${\∫}_{-\∞}^{+\∞}S(\mathrm{\τ},f)\mathrm{d\τ}=H\left(f\right)---\left(2\right)$

其中H(f)为h(t)的傅里叶变换； 

S(τ，f)为连续函数h(t)的正变换，f为频率；τ为时窗函数中心点。S变换采用宽度可变的高斯窗函数，其时窗宽度随频率f成反比变化，通过窗宽的调整，在低频段和高频段均可获得很高的时间分辨率； 

微控制器LPC2387根据预存储的心音信号的波形特征，对经过时频域加窗傅里叶分析后的信号进行分类，对健康状况进行分析。 

所述的心音电子听诊与智能健康分析系统，所述心音传感器选用北京航天医学工程研究所生产的JXH-5型有源心音脉搏传感器，该传感器的频率响应范围为0.05Hz～1500Hz。 

可视心音电子听诊系统是一种用来替代传统听诊器的装置，它具有准确性高、波形实时显示、可听诊心音、简单易用、成本低、体积小等优点。波形实时显示的功能可以帮助医生克服人耳听力敏感局限和听诊者主观经验的影响，使医生在听诊的同时可以观察到信号的波形，取得一些无法被传统听诊器捕获的病理信息，提高诊断的准确性。 

附图说明

图1为本发明可视心音电子听诊系统的原理框图； 

图2为本发明所用微处理器的流程图； 

图3为主动脉瓣狭窄(早期)时域波形图； 

图4为主动脉瓣狭窄(晚期)时域波形图； 

图5为室中隔缺损时域波形图； 

图6为正常心音时域波形图； 

图7为电平抬升电路原理图； 

图8为前置放大电路原理图； 

图9为高通滤波电路原理图； 

图10为心音后级放大电路电路原理图； 

图11为50Hz工频陷波电路原理图； 

图12为音量控制电路原理图； 

图13为功放电路原理图。 

具体实施方式

以下结合具体实施例，对本发明进行详细说明。 

参考图1，整个系统包括心音传感器、信号调理电路、微控制器LPC2387、液晶显示模块、功率放大模块、SD卡读写模块、USB通信模块和电源模块；信号调理电路包括电平升压模块、高通滤波、前置放大模块、50Hz陷波器和主放大模块； 

心音由心脏经过许多中间介质，如心肌、肺脏和胸壁的肌肉、脂肪和骨骼等传至胸壁，这些中间介质的密度、弹性和频率等不同，声波传导速度的快慢，反射的大小不一，心音传感器探头放置于胸壁，把复杂的心音和心杂音转换成电信号，根据国内外的理论研究和实践表明，通常心音的频率范围在10Hz～1000Hz之间，心音传感器选用北京航天医学工程研究所生产的JXH-5型有源心音脉搏传感器，该传感器的频率响应范围为0.05Hz～1500Hz，获得原始信号； 

因微控制器LPC2387内部集成的AD转换模块的输入模拟电压范围为0V～3V，所以 在信号调理电路中要增加直流电平升压电路，将人体获得的微弱心电信号变成没有负值的、干扰和噪声较小的、放大在LPC2387采集范围之内的模拟信号，然后送入内置A/D转换的微控制器LPC2387中，以LPC2387微控制器作为核心器件，实现对系统工作流程的控制，既能满足速度要求又成本简单，体积小巧，便于携带。 

转换后的心音幅值在30-60mV范围内，幅值较小，所以经过放大电路，把信号幅值放大到3V范围内，以满足LPC2387微控制器内部集成的AD转换模块的输入模拟电压范围0V～3V，为此设置了心音前置放大电路和主放大电路。心音信号频率在20-600Hz范围内，主要集中在20-150Hz，因其频率主要集中在低频段范围内，且信号的源阻抗较高，所以容易受外界信号干扰，特别是市电50Hz工频干扰对信号影响较大，甚至会湮没原始信号，所以本系统设计了一个50Hz双T网络工频滤波器，达到很好的陷波效果。 

前置放大电路主要把微弱的心音信号进行初级放大；主放大电路主要把信号放大到0-3.3V幅度范围，信号从主放大模块出来分两路，一路送入微控制器LPC2387进行AD转换，将模拟信号转换为数字信号，经过处理再送入液晶模块进行波形显示，同时将信号送SD卡存储，此时也可通过USB与上位机进行通信；另一路送入功率放大模块，然后去驱动耳机或音响。该系统采用单电源供电方式，其中模拟信号处理电路为+5V供电，单片机电路为+3.3V供电、心音换能器是用单独的+5v供电。LPC2387作为主处理器，用于整体控制，算法的实现。 

微控制器LPC2387流程图如图2，在数据的采集时，采用2K采样频率对模拟信号进行采样，采样点数取1000点。并对信号进行时频域加窗傅里叶分析，时频域加窗傅里叶分析是一种加窗傅里叶变换方法，是对以Morlet小波为基本小波的连续傅里叶变换思想的扩展、吸收和发展了连续小波变换和短时傅里叶变换的思想，并借助尺度可变的移动高斯窗使其具有良好的时频分辨率特性，适用于非线性、非平稳信号的分析。信号h(t)的加窗傅里叶变换也就S变换，可定义为带有特殊母小波的连续小波变换(公式1、2)： 

$S(\mathrm{\τ},f)={\∫}_{-\∞}^{\∞}\frac{\left|f\right|}{\sqrt{2\mathrm{\π}}}{e}^{\frac{-{(\mathrm{\τ}-t)}^2{f}^2}{2}}{e}^{-i2\mathrm{\πft}}\mathrm{dt}---\left(1\right)$

${\∫}_{-\∞}^{+\∞}S(\mathrm{\τ},f)\mathrm{d\τ}=H\left(f\right)---\left(2\right)$

其中H(f)为h(t)的傅里叶变换。 

S(τ，f)为连续函数h(t)的正变换，f为频率；τ为时窗函数中心点。S变换采用宽度可变的高斯窗函数，其时窗宽度随频率f成反比变化，通过窗宽的调整，在低频段和高频段均可获得很高的时间分辨率。 

根据图3-图6中常见的心音信号的波形特征，对经过时频域加窗傅里叶分析后的信号进行分类，对健康状况进行分析。 

图3为主动脉瓣狭窄(早期)时域波形图；图4为主动脉瓣狭窄(晚期)时域波形图；图5为室中隔缺损时域波形图；图6为正常心音时域波形图。横坐标为采样点数，纵坐标为幅值。 

为了使电路简洁和减少所需的电子元件，以及可灵活方便的调节高、低通滤波器的截止频率，从而使电路可方便的进行调节和维护等，所以系统利用软件滤波。根据心音信号的频谱特征和系统主要研究对象是心音信号中的第一心音S1和第二心音S2，滤波的通带范围为4Hz～800Hz。为了使采集到的心音信号中的各频率成分不失真，保持较好的线性，要求高、低通通滤波器的幅频特性曲线在通带内比较平坦，所以我们利用MATLAB软件设计滤波器参数，并以C语言实现了33阶的FIR窗函数高、低通软件滤波。最后将滤波后的心音数据通过LCD12864实时波形显示。 

实施例2心音数据采集硬件电路的设计 

2.1心音信号模拟处理电路的设计 

根据电路设计低功耗和小型化的具体设计要求，所有的运放模块都使用单电源供电，因此要设计电平抬升电路。而且由于软件滤波能达到硬件滤波一样的效果，所以省去高低通硬件滤波模块，将之用软件编程实现。心音信号的幅值约为10mV左右，而LPC2387微控制器数模转换通道的输入电压为0-3V，所以模拟部分放大倍数应为100倍， 再考虑到前级放大的放大倍数直接影响到CMRR，第一级放大倍数不能太大，故用两级放大电路串联在一起组成模拟放大部分，每级放大倍数均为10。并且用双T网络50Hz陷波去工频干扰，Q值可调，达到很好滤波效果。 

2.1.1电平抬升电路 

由于采集到的心音信号是随机信号，故就其值而言有负有正，为了便于后续微控制器的模数转换，我们将之全部转换为正电压信号，这时就用到了电平抬升电路。由电极和传感器获取的心电心音信号在经过前置放大和滤波之后，其信号电压范围约是-1.0V～1.0V，由于输出有负值，所以用反相放大电路来做一个线性调整，实现电平抬升，将输出电压调整至1.5V～3.5V，抬高了2.5V。然后经过后置放大把信号送人A/D转换器，为下一步的模数转换做准备。电平抬升电路如图7所示； 

其原理是在运放的正向输入端加一固定的电压，这样运放输出端的电压变化都是以这一电压为基准点波动，只要它设置的合适，就能将心音信号全部转化在正电压范围内，有利于电路的后续的处理分析。 

2.1.2心音前置放大电路 

从心音传感器输出的是非常微弱的交流小信号，根据心音信号的特点，前置级应该满足下述要求： 

(1)高输入阻抗。被提取的心音信号是不稳定的高内阻源的微弱信号，为了减少信号源内阻的影响，必须提高放大器输入阻抗。 

(2)高共模抑制比CMRR。人体所携带的工频干扰以及所测量的参数以外的生理作用的干扰，一般为共模干扰，前置级须采用KCMR高的差动放大形式，能减少共模干扰向差模干扰转化。 

(3)低噪声、低漂移。主要作用是对信号源的影响小，拾取信号的能力强，以及能够使输出稳定。 

对于心音信号检测，人体是心音信号的信号源，人体内阻、监测电极与皮肤接触电阻等为信号源内阻，其值较大，一般为几十千欧，故要求放大器有很高的输入阻抗。人体相当于一个导体，接收空间电磁场的各种干扰信号，这些干扰信号相当于共模信号， 因此，心电放大器要求较高的共模抑制比。在本设计中，选择一款低噪声(19nV/Hz)、低功耗(每个通道35uA)、高输入阻抗的LM324运放器，且该运放器具有高达80dB的共模抑制比和1.3MHz的频带宽度，可供单电源使用，非常适用于微弱信号的放大电路中。前置放大电路如图8所示，最左端为传感器的电信号输出端，运放输出端为心音信号通过前置放大电路后，输入后面电路的信号。在电路设计中，若前置级增益过大，则电路的直流稳定性将会受到影响，加之考虑到心音信号非常微弱，所转换成的电信号也是非常微弱的。所以在有效获取心音信号且又不影响直流稳定性的情况下，增益选择为约10倍。电容C1有两个作用：作为隔直电容，使电容两端直流电压不会相互干扰，二作为耦合电容，交流小信号可以通过电容传送给后面的运算放大器，进行电压放大。 

2.1.3滤波电路 

电路的输出信号包含有低频分量信号和高频分量信号。它并不是纯粹的心音信号，其中夹杂着不少的工频干扰信号，这些干扰有：心音传感器和皮肤的摩擦音、人体呼吸噪音或其他活动产生的干扰音、记录仪器所产生的干扰信号和前置放大器的失调漂移等。这些干扰信号不仅会导致心音信号被淹没，也不利于后续电路的处理。由于心音信号的频率范围为20～600Hz，我们将用软件算法实现。在这儿，设计一阶高通滤波器，去除前级放大电路产生的直流漂移，以达到最好的滤波效果。滤波电路如图9所示。 

2.1.4心音后级放大电路 

心音信号的幅值范围为10mV左右，而A/D转换器的输入范围为3V，所以整个模拟信号处理电路应有近百倍的增益。其中前置放大电路对心电信号己经放大了10倍，主放电路通过设置放大倍数为10来达到整个电路放大倍数的要求。主放大器仍然采用低功耗低噪声的运算放大器LM324，心音后级放大电路电路图如图10所示。 

2.15 50Hz陷波电路 

生物电信号尤其是心音信号，因其频率主要集中在低频段范围内，且信号的源阻抗较高，所以容易受外界信号干扰，特别是市电50Hz工频干扰。 

虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制作用，但部分工频干扰是以差模信号方式进入电路的，且频率处于心电信号的频带之内，加上电极和输入回路不稳定等因素， 经过前面的前置放大，低、高通滤波和主放后，输出仍然存在较强的工频干扰，所以必须专门滤除。我们采用“双T带阻滤波”电路来滤除工频干扰饵。在设计中采用等容值的双电容并联来代替普通的单电容，使其在容值上更加匹配。50Hz工频陷波电路如图11所示，放大器采用低功耗低噪声的运算放大器LM324。 

但这类陷波器要求电路对称性要好，同时对选用电子元器件的精度要求也比较严格，否则直接影响陷波频率，因而给电路的实现带来了困难。在本系统设计中，采用改进的双T阻容有源陷波器，该滤波器的品质因数Q越高，带宽越窄，则滤波器的抑制选择性就越好。 

2.1.6音量控制电路 

M62429是一个只需2根串行数据线控制的双通道电子音量调节IC，只需很少外围元器件就能组建一个音量控制电路。M62429的4脚(DATA)连至LPC2387的P0.26，M62429的5脚(CLOCK)连到P0.25脚。由这两个引脚(P0.26、P0.25)作为模拟串口与M62429通信，控制音量的数据便由这个模拟串口发出。音量控制电路如图12所示； 

2.1.7功率放大电路 

可视电子听诊系统其中一个最重要的功能就是实现对心音的听诊，帮助医生诊断病情。然而心音信号经过再放大模块后，电压幅值己经达到LCD12864液晶显示的要求，但它尚不能驱动耳机发声。必须对信号进行功率放大，才能实现听诊功能。在这里我们使用成都华微电子系统有限公司生产的HWD4861音频功率放大器来构成集成功放电路，功放电路如图13所示； 

应当理解的是，对本领域普通技术人员来说，可以根据上述说明加以改进或变换，而所有这些改进和变换都应属于本发明所附权利要求的保护范围。 

Claims (2)

1.一种心音电子听诊与智能健康分析系统，其特征在于，包括心音传感器、信号调理电路、微控制器LPC2387；所述信号调理电路包括电平升压模块、高通滤波、前置放大模块、50Hz陷波器和主放大模块；微控制器LPC2387在数据的采集时，采用2K采样频率对模拟信号进行采样，采样点数取1000点，并对信号进行时频域加窗傅里叶分析：信号h(t)的加窗傅里叶变换也就S变换，定义为带有特殊母小波的连续小波变换： 

其中H(f)为h(t)的傅里叶变换； 

S(τ，f)为连续函数h(t)的正变换，f为频率；τ为时窗函数中心点。S变换采用宽度可变的高斯窗函数，其时窗宽度随频率f成反比变化，通过窗宽的调整，在低频段和高频段均可获得很高的时间分辨率； 

微控制器LPC2387根据预存储的心音信号的波形特征，对经过时频域加窗傅里叶分析后的信号进行分类，对健康状况进行分析。 

2.根据权利要求1所述的心音电子听诊与智能健康分析系统，其特征在于，所述心音传感器选用北京航天医学工程研究所生产的JXH-5型有源心音脉搏传感器，该传感器的频率响应范围为0.05Hz～1500Hz。 

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