（电气工程专业论文）便携式数字化心音分析仪的研究.pdf

重庆大学硕士学位论文 英文摘要 iv abstract heart sounds auscultation is an important way of non-invasive examination of heart diseases. regardless of the latest advances in imaging techniques, heart sound auscultation is still the first choice being done in cardio clinic. for centuries, acoustical stethoscope has been used to carry out auscultation process. traditional stethoscope, however, has several drawbacks, which holds back the development of auscultation. up to now, the system of heart sounds collecting and analyzing method is still quite immature. no electronic method has been applied in clinic. the paper has designed a kind of potable heart sound analyzing instrument based on embedded computer and has achieved the following functions: acquit heart sounds, capture and display current heart sound signals; manage patient information and data files, perform the spectrum and time analysis of the heart sounds; replay the shape and sound of heart sound signals, and review the previous recordings. the instrument, which is small, low-cost and convenient, can make dynamic custody and diagnose for those patients who cant make normal movement because of suffering from heart sound diseases this study provides some basic analysis methods and the analysis tool for clinic. and it also plays a basis role for the assistant diagnosis of the heart diseases. this study demonstrated that a labview-based medical virtual instrument provides a low-cost, reliable and flexible solution for data acquistion and analysis of the phonodiogram. the main works in this paper are listed as follows: 1study on the basic knowledge of heart sounds, consists of the mechanism of production and key property of the first, the second, the third and the fourth heart sounds; 2analyzing the noises of heart sound collection and the characteristic of heart sound sensors, and make a heart sounds sensor; 3design the analog signal processing circuit, digital processing circuit and the methods of signal processing, such as modulating method; 4the software running on the embedded computer of pcm-5825; 5develop the software with labview, which has the following functions: acquit heart sounds, capture and display current heart sound signals; manage patient information and data files, perform the spectrum and time analysis of the heart sounds; two methods was designed to make orientation of heart sound, including using r waveform of ecg and shannon; 重庆大学硕士学位论文 英文摘要 v 6do experiments in clinic. keywords: heart sound sensor,heart sound analysis,labview 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 1 1 绪 论 1.1 本课题的研究意义 在人体众多的生理信号中心音信号是人体最重要的声信号之一含有关于心 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参数是心脏及大血管机械运动状况的反映当 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更值得一提的是心音在心血管疾病中具有 重要价值是心血管疾病进行无创伤检测的重要方法具有心电图超声心电图不 可取代的优势其主要特点是 1)心血管疾病尚未发展到足以产生某种病症之前心音中的杂音或心音的变化 能预示着某种形式心脏病的来临 2)先天性心脏瓣膜受损心电传导组织病变引起的心脏机械活动障碍都能由心 音反映出来 3)心音具有心电不可替代的诊断信息 4)心音检查具有无创伤性重复性好等特点 但是传统的听诊易受医生主观判断的影响医生经常不能清楚地分辩大量有诊 断意义和低频的心音成分往往只能是有经验的心脏病专家方能通过听诊对心脏 的功能状态作出正确的评价和诊断最重要的一点是传统声学听诊不能够把心 音的病理信息记录下来为后面的心音诊断和分析作为参考 心音图作为一种可视的检测手段在临床方面具有重要的意义 1心音图检查可将心脏活动中产生的瞬间即逝的声音 变为长期保存的可供 详细分析的图形有利于监测心音及心脏杂音的改变 2 心音图可以弥补心脏听诊的不足 因为人耳的听觉的最敏感听诊频率范围是 20-20000hz其中有临床价值的心音及心杂音频率范围是 20-1000hz故对听诊易 混淆的心音及杂音可通过心音图进行鉴别此外心音图结合心电图心尖博动图及 超声心动图可以推算心音和心杂音出现的时间有助于明确其产生的生理病理机 制 3心音图在教学上的应用极为广泛 心音图结合心脏听诊可帮助学生掌握心 音变化的规律和丰富的听诊内容可通过看图与听诊之间的反复实践促进临床听 诊教学的发展由此可见心音图具有心脏听诊所没有的特点所以心脏听诊和心音 图检查应结合使用从而提高诊断水平 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 2 1.2 国外研究现状 当前国外对心音的研究主要有对心音信号传导和基本特征的理论研究对采集 到的心音信号进行用数字信号处理的方法进行时频特性的研究主要研究的方向如 下面 1.2.1 对人工心脏瓣膜的无创伤检测 自七十年代起人工心脏瓣膜的无创伤性检测方法却显得很贫乏人们开始利 用心音的频谱分析来评估瓣膜的功能和大小参数l.durand50等将传统谱分析方法 和现代谱分析方法应用于植入主动脉瓣位置上的人工生物瓣膜音的分析并对这两 种谱分析方法的性能进行了比较研究 他们对 11 例病人记录了 3 组数据 在记录心 音的同时 用心电信号qrs 波对心动周期自动定位 当第二心音中主动脉瓣和肺动 脉瓣音相距较远时 就选取心音作为谱分析的数据 选取了 20 个相似的心音周期后 再对其求平均以提高信噪比并减小肺动脉瓣的成分然后用 5 种方法fft法 加汉宁窗的 welch 法全极点模型具有最大熵的零极点模型外推至零的零极 点模型分别作谱估计实验结果表明周期图法和具有最大熵的零极点模型法提 供了谱峰的最稳定的估计 具有最小方差而估计谱分布的最稳定的方法则为周期 法和外推至零的零极点模型法因而在对谱峰和谱的分布都进行估计时周期法 是最好的折衷后来文献52讨论了 4 种谱技术在二尖辩位置植入的生物辩膜关闭音 的频谱特征提取中的性能差异 偏差和方差经过对直角窗 fft fftrhanging 窗 fftfftmsteiglitz-mcbride 最大熵法smme以及全极点模型apc研 究表明在用于心音识别的参数提取中仅采取一种谱估计方法不会得到对所有谱参数 的最佳估计的 l.durand 等的研究还表明对人工生物瓣而言当它出现钙化或纤维化病变时 心音频谱中高频成分的能量增加而对人工机械瓣膜而言由于血栓的形成频谱 中低频成分的能量增加 量佳谱估计方法不仅可以对人工瓣膜的工作状况进行分析 而且还能提取心音信号的谱特征 1.2.2 对心音微弱成分的研究 冠状动脉阻塞狭窄即使小至 25%也将产生阻塞后湍流相应地在心音图 phono cardio graphy ,pcg中表现为杂音成分而高度阻塞95%以上则由于 血流的减少使杂音反而减少 冠状动脉阻塞产生的听觉成分往往经中间组织的衰减 而且为相应的瓣膜音所掩盖所幸这些杂音成分发生在相对安静的舒张期因 此利用舒张期 pcg 信号研究对冠状脉非症状性缺陷的无创性检测极有潜力 akay等和 semmlow等33 54为了建立舒张期心杂音与冠状动脉阻塞对应关系 连续研究了舒张期心音 akay等的研究中单独分离了舒张期的中段部分 并用自适 应自回归参数模型作估计自适应算法不需要信号的先验知识能随时跟踪信号性 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 3 质的变化因此对心音这样一种非平稳性较强的生理信号运用自适应方法交获得 更有效的结果semmolw53等还用特征向量法对心音建模研究舒张期心音频谱 特征向量法在信号的信噪比比较低时也能获得到高分辩率的谱估计akay54等又 对相同问题采用了自回归移动平均模型arma进一步研究arma 模型的性质 较全面可以以较低的阶次来拟合且对功率谱的谱峰和谱谷都有较好的表现比 较冠状动脉狭窄病人在血管成形术前后的频谱可以发现有明显的不同政党人与不 正常的频谱也可发现明显的不同这些研究表明冠状动脉狭窄提高了心音的高频 成分 有关冠状动脉狭窄产生的心杂音的理论还处于讨论中wang54等提出 冠状动 脉控在血流的激励下引起的共振是产生舒张期心音一个原因作者建立的噪声源模 型包括了左冠状动脉树的增长网络模型和动脉腔共振模型前者用来决定血流量 而后者的共振传递函数有两个共振峰其频率取决于腔段的长度和直径以及末端的 负开车电阻一般情况下血流的低频波动激励了低共振频率而发生阻塞时较宽频 带的湍流同时激励了低频和高频共振这一理论小样本论证可以解释冠状动脉狭 窄病舒张期心音高频成分的提高 第三心音和第四心音这些心音的微弱成分也逐渐为人们所重视aggio 等基于 质量块弹簧模型研究了心肌缺血症的第三心音 1.2.3 心音的模式识别与自动解释 心音中含有人体心脏大量的生理病理信息因此对用现代数字信号处理方法 提取的心音特征用模式识别或神经网络对心音进行自动分类和识别一直是人们 感兴趣的研究课题之一 王海滨等55用 burg算法估计出心音信号的自回归模型autoregrdssive,ar模 型数数将其作为特征矢量以 3 例正常人的 6 个心动周期的第一第二心音辩识 置信区域为判别标准对 2 例心脏病患者进行了对比辩识分析卢耘等56引入了分 形的概念对心音信号进行了研究结果表明分维数可以显著区分正常心音二尖 瓣病变心音以及主动脉瓣病变心者作者认为分形是波形定量分类的新方法能定 量地描述波形的复杂程度又不依赖于傅里叶变换所要求的周期性假设为分析不 规则的心音信号带来了极大的方便 durand 等针对猪心生物替换二尖瓣的关闭音研究它的模式识别报道中比较 了两种模式识别分类方法检测瓣膜变性的诊断性能一种是以高斯贝利斯模 型为基础另一种是基于最临近原则的三种距离测量算法研究中通过两类指 导学飞处理来决定由 6个或再少的参数组成的最优判别模式分类器的错误概率用 余一法来估计 神经网络模式识别是模式识别这一领域中的强有力的工具而且神经网络正在 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 4 不断的吸收新的思想各种网络结构和学习规则正在发展研究之中神经网络最重 要的特征是能根据样本学习学习信号经归纳以后存在网络的要值中神经网络可 以分为有监督的学业习网络无监督的学习网络以及混合系统网络其中 bp back-propagation algorithm 是应用最广的方法akay58在 1993 年对用神经网络 识别冠状动脉狭窄的无创声检测进行了研究他首先用自适应滤波器来减小舒张期 心音的背景噪声再对减噪后的心音信号建立 ar 模型将 ar 模型系数作为特征 向量用 6 个正常的和 6 个非正常的舒张期心音信号作为神经网络的学习样本去 训练一个三层的 bp 网络识别结果表明学习后的神经网络可以从 64 例冠状动脉 狭窄的心凌晨信号中正确地选出 50 例 从 36 例正常的心音信号中选出 32 例 其准 确率高于以往其它所用的识别方法他认为如果在特征向量中再加入病人的状况的 其他信息如体重性别年龄吸烟与否等识别的准确率将会进一步提高目 前对心音信号进行自动分类和识别绝大部分只局限于两类模式即正常非正常 模式 早年人们认为心音是由瓣膜的关闭所产生以后发现这种认识是片面的对心 音的发生机理不仅需要考虑心脏的血流动力学方面的特征而且要研究心脏的振动 力学问题心音的发生机理可以归纳如下心脏的辩膜和大血管在血流冲击下形成 的振动以及心脏内血流的加速与减速形成的湍流与涡流 以其对心脏辩膜心房 房壁的作用所产生的振动再加上心肌在周期性的心电活动作用下其刚性的迅速增 加与减小形成的振动经过心脑传导系统到达体表形成了体表心音心音是较复杂 的生理过程之一从其源特性来看心音是由多个振动源在不同的空间位置不同 时刻的振动所形成振动源之间有不可忽视的作用而且对每个源又有相当强的时 变性多个源特性使得心音能量在体表的空间分布呈现一定的变化即记录位置的 不同会影响心音信号的能量但对其谱分布没有显著的影响 心血管音一般是由狭窄的心血管形成的阻塞后湍流以其对狭窄段作用甩形成的 血管共振产生的信号较弱对冠状动脉疾病的早期无创诊断有一定的意义 1.2.4 心胸传播特性的建模与分析 心胸声传播系统对心音信号的作用是不容忽视的然而由于技术上和和认识上的 原因多年以来心胸传播特性对心音和心杂音的影响一直未受到临床医生的注意 feruglio 早在 1962 年就指出59在心脏的不同腔室中产生同样的信号在胸表 面记录时信号却表现出不同的频率分布heintzen和 vietort也强调过心肌和心壁的 机械运动对心音的传输有调制作用新近发展的高保真记录心内心音的微型血压计 结合强有力的数字信号处理技术给心音的传播特性的研究注入了强大的活力对 心胸声传播特性的研究可以使我们正确认识体表心音与体内心音的关系了解心 胸系统对心内心音的作用对从体表心音正确了解心脏的生理病理状况有着重要的 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 5 意义对心胸声传播特性的研究是心音分析中的难点之一心音的传播路径上的复 杂的生理结构以及心音源的复杂性使得建立物理模型非常困难因而人们利用数字 信号处理方法来研究心音的传播特性 其中 durand 等人利用动物实验对心胸传播特 性进行了深入细致研究并观察了心肌收缩力血压心率等因素对心音传播特性 的影响其实验结果具有较大的参考价值金井等利用时变谱对心音的传播特性进 行了研究其实验结果因为考虑心音的时变特性与实际情况更为接近 (1)durand 实验模型 durand59建立了能够反映心脏内心音的时变特性的系统 模型来研究通过心肌和胸部组织的声传播特性durand 等利用此模型通过动物 实验对心胸系统的幅度和相位传输特性进行了研究并且计算出了系统的时变 的相干函数但是虽然他们在计算系统的传输函数时引入了时间概念但是在计 算时由于固定了参数 n(对于一个心音周期而盲) 使得其计算结果并未真实地反映心 胸声传播特性的时变特性即使这样durand 的工作仍以其深入和全面而具有十分 重要的意义 (2)金井实验模型 金井等60对胸壁加振和无加振情况下的心胸传输系统的时 变特性进行了研究利用加振和无加振时的胸壁到食道胸壁到心脏的传递函数就 可以推导出心胸和心脏内的传递函数 ho(f)h(f) (3)模型评价 durand 等建立的心音传播的模型利用了 stft来构造联系心内和 体表心音的时变传输函数和时变相干函数据此模型心内压力的波动激励了一个 包括心脏结构和胸部组织的时变的传输系统在体表记录的心音表明心脏内心音受 到高斯白噪声的影响 从建立的模型可以看出 如果心内和和体表心音之间的 stft 已知的话那么就可以估计时变的心胸传输函数和相干函数 相干谱的值位于 01 之间相应于给定频率处的传输函数的可靠性 durand 等利用这种方法研究了神经肌肉传导阻滞 胸部解剖结构p-r 间期 心率和心肌收缩力对心音的谱分布以及传输函数相干函数的影响durand 的模型 的基本局限在于假设心脏内心音为系统的激励而实际上心内心音也是高度复杂的 的收缩过程的输出心肌瓣膜和心室内部血液的耦合振动不可能理想化成时变的 或非时变的传输函数而且jb 内心音为压力波动胸部心音为横波转化成的压力 波动可见二者具有相当大的差别当表现在时域波形上的差异时减小了相干函 数的数值对所做出的相位传输特性谱传输都有一定的影响根据这样的看法 心外膜的振动可以看成是胸传输函数的最合适的输入信号 尽管存在这样的局限性 但心内心音和心外膜记录的心音的高度相度(金井模型也利用了这样的假设)表明了 durand 模型仍然具有相当有效的分析能力其分析结果有相当大的可信度 金井实验模型可以通过对加振和无加振情况下的心胸传导特性的分析 分离出了 心胸的传输函数其输入输出信号分别从胸表面和食道内取出消除了在 durand 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 6 实验中所采用的心内传感器与心脏振动系统互相耦合的影响从这一方面而言金 井模型对心胸传输函数的估计较为准确而且他通过对传输函数相干函数的时 变谱分析研究了心胸声传输系统的时变性并考虑了呼吸对传输函数的影响金 井模型也具有与 durand 模型相似的问题 即他也认为心肌等心内至胸表面或食道之 间可以看成是一个时变的传输函数虽然这样金井的实验因在时频域研究了心胸 传辅特性而具有其独到之处 durand在其对m1成分和a2 成分的心胸传输特性中指出左心室sl和s2对体表 心音的贡献中 70hz 以下是有意义的而250hz 以上可以忽略这是他们所采用的 谱估计方法的局限性所致实际上采用小波变换得到的心音谱说明在 400hz左 右仍有较强的信号成分存在表明了小波变换对高频快变的弱信号具有较高的分析 能力同时也说明利用小波分析方法来研究心胸传输特性可得到较为符合实际的 传输特性的估计 金井实验中采用了短时傅里叶变换计算出时变的心胸声传输函数因为短时傅 里叶变换本身固有的局限性对于心音信号这个非平稳性较强的信号利用这种方法 计算出心胸传输函数不可避免的带有一定的偏差如果利用小波变换谱来计算出 心胸传输函数因其具有较强的对非平稳信号的分析能力故而可以得到较好的传 输函数的估计 1.3 国内研究现状 国内研究的方法主要是集中在对以前用老式心音图机采集的信号进行分析或 者就是用声卡或其它方法对以前临床采集的听诊病例进行信号的分子研究真正的 把电子产品应用到临床的还很少国内有博精医药信息研究所研究的基于笔记本计 算机的心音分析仪由心音传感器心音信号预处理盒笔记本计算机打印机 音箱和心音信号处理软件组成 它的开发目的是充分利用笔记本计算机的便携特点 该系统在 windows 95 操作系统下用 visual basic 编程 1.4 本课题研究的主要内容 1研究心音的基础理论包括产生机制传输原理心音信号特性,以及传统 心音图产生机制 2) 研究了多种心音传感器制作了一种比较适合心音采集的传感器 3) 研究了适合于心音和心电信号采集的模拟电路数字电路和信号处理方法 如用调制法来处理心音信号小波去躁等 4在嵌入式计算机 pcm-5825 上实现对心音软件的运行 5用 labview软件开发应用程序的用户平台 使其具有如下功能管理病人信 重庆大学硕士学位论文 1 绪 论 7 息及数据文件 采集 显示当前的心音信号并加以保存或者显示以前已采集的数据 能对心音和心杂音进行能量和时-频特性分析获取心音信号的特征用心电的 r 波和 shannon能量两种方法实现心音的准确定位 6临床数据的采集及分析 重庆大学硕士学位论文 2 心音特性及传感器的研究 8 2 心音特性及传感器的研究 心音的产生是由于瓣膜结构的活动(包括瓣叶的关闭腱索的紧张振动)血柱和 血管壁的振动心房心室的收缩与心室壁的振动等形成心脏杂音主要是因血液在 心血管内流动引起漩涡与激流和冲击心血管壁所产生的 作为系统中重要的一部分 心音传感器的特性对心音信号的采集影响至关重要本文对几种传感器的原理进行 了研究设计了一种廉价优质的基于驻极体电容话筒的心音传感器该传感器灵敏 度高抗干扰能力较强由于带有双面拾音探头包括一个平面探头和一个锥形探 头可以对成人和小孩进行诊断 2.1 心音产生的原理 40 心音由心脏传至胸壁要经过许多中间介质如心肌肺脏和胸壁的肌肉脂 肪和骨骼等由于这些中间介质的密度弹性和频率等不同故声波传导速度的快 慢反射的大小不一因此心音的传导比一般声音在单一介质(如空气) 中传导要复 杂一些心音有以下几个特性: (1) 心音的响度即心音的强弱同样是由心音的振幅大小所决定 振幅大心音 响(强)振幅小则心音轻(弱)根据声电转换方式的不同心音需要放大几倍到几百 倍 (2) 心音的频率反应为音调的高低心音的频谱约为(11000)hz 之间一般将 120hz 以上划为高频(12080)hz 之间为中频(3080)hz 之间为低频 把心音(振动) 转换成电信号的装置就是心音传感器一般用听诊器检测心音 这种听诊方法虽然简单易行但得不到客观记录结果目前普遍记录心音的方法 是用心音传感器拾取并经过电路处理得到心音传感器根据声音传递方式可以分为 两种型式: 第一种是空气传导型例如电磁转换方式的心音传感器这种传感器的 原理是: 胸壁的振动在空气室中产生音压推动扬声器受压膜使活动线圈在磁场 中切割磁力线产生感应电势这种传感器优点是稳定性好结构坚固而缺点是灵敏 度低信噪比s/n 不大瑞曲埃尔玛公司生产的emt - 26 型日本光电公司m sc- 1t 型等都是这种形式;第二种是直接传导型如pvdf 压电膜型心音传感器 2.2 pvdf 压电膜型传感器的工作原理 39 pvdf压电膜具有正压电效应当受到外力作用时薄膜产生应变使内部电荷 发生相对移动这样在相对的两个面上将要感生出一个极性相反的面电荷通常 可以通过测量在两个面上的电荷间的电压来测量所产生的面电荷的大小从而反应 重庆大学硕士学位论文 2 心音特性及传感器的研究 9 出心音的强弱 2.2.1 pvdf 结构 传感器的结构如图2.1 所示铝合金外壳上开一口心音波振动通过该孔进入 作用在pvdf 压电膜上(其上是不透明的保护膜) 引起薄膜振动由于压电薄膜的 输出阻抗很高这样高的阻抗是不能直接与音频放大器相匹配的所以在传感器内 接入阻抗变换器 图2.1 pvdf 心音传感器的结构示意图 fig2.1 the diagrammatic sketch structure of heart sounds sensor 2.2.2 pvdf 心音传感器的参数和特性 本论文在设计的过程中一共试用了四款pvdf心音传感器第一款是北京自动化 研究所的实验产品 这一款心音传感器主要存在输出不稳定 外表做工粗糙的缺点 第二款选用的是台湾商斯达公司的产品这一款心音传感器响应频率低而在外观 造型上设计不尽人意人体测试时不太方便 图 2.2该心音传感器采集的信号 fig2.2 the heart sound signal collected by the sensor 第三款心音传感器是河北省高碑店市新航机电设备有限公司的产品这是一种 pvdf心音传感器具有频率响应范围宽抗过载及冲击能力强抗干扰性好操 作简单等特点该传感器具有较好的低频响应传感器的主要性能指标频率响应 1-1000hz灵敏度0.2mv/pa绝缘阻抗100m输出阻抗1k采集的心音图如 图2.2所示从图中来看第一心音和第二心音之间的间隔显得太小采集杂音病人 时根本无法区分是杂音还是正常的心音 第四款心音传感器是从加拿大andromed 公司买的androsonix它可以采集人体 重庆大学硕士学位论文 2 心音特性及传感器的研究 10 的心音和肺音也是基于压电薄膜技术的传感器只能一次性使用频率响应为 1-1000hz它的形状如图2.3所示采集的心音图如图2.4所示 图2.3 androsonix传感器图 fig2.3 androsonix sensor 图2.4 androsonix传感器采集的心音图 fig2.4 the heart sound signal collected by androsonix 该传感器灵敏读较高,但是价格太贵100rmb/只并且还是一次性使用的成 本太高所以在本系统中自己做了基于听诊头和驻极体电容的心音传感器 2.3 基于听诊头和驻极体电容的心音传感器 41 本传感器由一个微型驻极体话筒和一个听诊器的听头组成 听诊器选用的带双面 探头的欧石130k制作时把听诊器的胶管截去留下约10cm左右把驻极体话筒 塞进断口引线用的是话筒屏蔽线由于话筒封装在胶管中因此对心音的灵敏度 是比较高的对外界的声音几乎无反映如图2.5所示 图2.5 制作的传感器示意图 fig2.5the sketch map of heart sound sensor 重庆大学硕士学位论文 2 心音特性及传感器的研究 11 2.3.1 驻极体话筒的原理 驻极体话筒的基本结构由一片单面涂有金属的驻极体薄膜与一个上面有若干小 孔的金属电极构成驻极体面与背电极相对中间有一个极小的空气隙形成一个 以空气隙和驻极体作绝缘介质以背电极和驻极体上的金属层作为两个电极构成一 个平板电容器电容的两极之间有输出电极由于驻极体薄膜上分布有自由电荷 当声波引起驻极体薄膜振动而产生位移时改变了电容两极版之间的距离从而引 起电容的容量发生变化 由于驻极体上的电荷数始终保持恒定 根据公式 q=cu 所 以当c变化时必然引起电容器两端电压u的变化从而输出电信号 实现声电的变 换实际上驻极体话筒的内部结构如图2.6由于实际电容器的电容量很小输出的 电信号极为微弱输出阻抗极高可达数百兆欧以上 图2.6驻极体话筒的内部结构图 fig2.6 the interior framework of electret mike 因此它不能直接与放大电路相连接必须连接阻抗变换器通常用一个专用的 场效应管和一个二极管复合组成阻抗变换器如图2.7所示电容器的两个电极接在 栅源极之间电容两端电压即为栅源极偏置电压ugs当ugs变化时引起场效应管 的源漏极之间idc的电流变化实现了阻抗变换一般话筒经变换后输出电阻小于2 千欧该传感器的参数为工作电压3v工作电流ids 0.11ma之间输出阻抗一般 小于2k欧姆等效噪声级小于35分贝 图2.7 阻抗变换图 fig2.7 impedance conversion 重庆大学硕士学位论文 2 心音特性及传感器的研究 12 话筒引出方式分为两端式和三端式两种二端输出方式是将场效应管接成漏极输 出电路类似晶体三极管的共发射极放大电路只需两根引出线漏极d与电源正 极之间接一漏极电阻r信号由漏极输出有一定的电压增益因而话筒的灵敏度比 较高但动态范围比较小目前市售的驻极体话筒大多是这种方式连接 三端输出方式是将场效应管接成源极输出方式类似晶体三极管的射极输出电 路需要用三根引线漏极d接电源正极源极s与地之间接一电阻r来提供源极电 压信号由源极经电容c输出源极输出的输出阻抗小于2k电路比较稳定动态 范围大但输出信号比漏极输出小三端输出式话筒目前市场上比较少见在本传 感器中采用二端输出方式 2.3.2 自己制作的传感器采集的心音图 经过对几种传感器的采集实验 发现第三款心音传感器的灵敏度不够高 采集出 来的心音成分不足所以后来自己做了基于听诊头和驻极体电容的心音传感器该 传感器的灵敏度高采集的信号好干扰比较小成本低能够很好的把第一和第 二心音分开有利于医生做临床诊断分析的判断 如图2.8所示为自己制作的传感器 采集的心音图 图2.8 自己制作的传感器采集的心音图 fig2.8 heart sound signal collected by the sensor 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 13 3 硬件系统总体设计 传统的心音图机由微音器放大器滤波器和记录系统组成传统的心音图机 的记录系统是由电流计来完成的它是将已经放大的电流信号通入一个活动线圈中 使之产生运动并将活动线圈或连接描笔直接记录在纸上或连接反光镜将振动信 号变成移动的光点而摄录在感光纸上这种方法由于笔臂的重量及其对纸张的摩擦 阻力而有相当的惰性而且传统的心音图机体积大对环境要求很高价格昂贵 本文用数字的方法设计了一种新型的心音图机可克服这样的矛盾 该系统方便灵活 价格低廉 图 3.1系统总体框图 fig3.1 the framework of system 本文设计的硬件部分主要由模拟部分和数字部分组成模拟部分包括前置放 大低通滤波高通滤波和主放大由于心音信号中心音成分的出现不好判断特 别是在病人有杂音时本文辅助设计了心电波形来判别第一心音出现的位置其原 理是当心电信号波型的 r 波出现时伴随着出现的心音信号就是第一心音心音传 感器用自己制作的传感器由听诊器探头导管和驻极体话筒组成系统采用 16 位的- 音频 a/d它采用过采样技术和-调制技术可以提高系统的信噪比 和减少噪声由于音频 a/d 的 iis 特殊接口用单片机产生其需要的时序很困难 所以采用 cpld 来产生音频 a/d 的时序 c8051f020 以中断的形式来接收 cpld 传 送过来的数据心电数据就采用 c8051f020自带的 12位 a/d 进行转换usb模块 采用 usb100利用厂家提供的驱动装在嵌入式计算机上即可以当作串口来进行操 作系统的总体设计框图如图 3.1 所示 本系统选择了台湾研华的嵌入式计算机 pcm-5825 它是属于 pc-104总线中 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 14 的一种嵌入式计算机板载 586 级 ns gx1-300处理器其他功能包括 vga/lcd 音频 compactflash卡接口 10/100mbps 以太网接口及 usb接口 在 pcm-5825 安 装 windows98 系统通过网络将编写好的 labview 应用程序下载到 pcm-5825 里 然后安装应用程序就可以执行双通道波形的显示同时由于心音数据转换成了wav 的音频格式可以在显示波形时可以同时听这种功能在教学上特别有用 3.1 心音模拟电路的设计 42 3.1.1 心音前置放大 图 3.2 前置放大电路图 fig3.2 heart sounds preamplifier circuit 在前置放大电路中由于驻极体话筒的输出端既是信号的输出也是驻极体话 筒的供电端所以在前面加了无源高通滤波从驻极体话筒中出来的信号大概为几 十毫伏所以放大几十倍就可以了 3.1.2 高通滤波电路 44 前置放大器输出的信号并不是纯粹的心音信号其中除了夹杂着不少的工频干 扰外还有可观低频分量这些干扰比如心音传感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 还可能来自于电极极化电压的不平衡 前置放大器的失调漂移以及人体的活动等因素这不仅会导致心音信号被淹没也 不利于后续电路的处理所以本设计采用了一个压控电压源高通滤波器来滤除这些 直流和低频分量 经过不同频率高通滤波的实验发现 干扰的频率主要分布在 40hz 以下随着高通频率的增加第一心音和第二心音的振幅有明显的衰减由于心脏 杂音的频率都在 30hz以上并且人耳听得稍好的频带集中载 40hz以上所以用了 40hz的高通如图 3.3 所示 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 15 图 3.3 高通滤波电路 fig3.3 high pass filter circuit 3.1.3 低通滤波电路 心音信号中还混有较高频率的传感器和皮肤摩擦所产生的干扰以及开关电容滤 波带来的开关噪声所以低通滤波器是必要的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低通滤波器电路结构如图3.4 所示 图 3.4 低通滤波电路 fig3.4 low pass filter circuit 3.1.4 主放大电路 图 3.5主放大电路 fig3.5 main amplifying circuit 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 16 由于不同的人的心音信号幅度不同为了能够在适当的范围内显示其波形加 了一个可调的放大器如图 3.5 所示由于心音信号中不存在 50hz工频干扰所以 没有必要加上陷波电路 3.1.5 电平抬升电路 该电路既有放大的作用也有电平抬升的作用在放大的同时能够抬升电路的电 平前面只需要提供很小的电平就能够做到电平的抬升 图 3.6电平抬升电路 fig3.6 voltage rising circuit 3.2 心电模拟电路的设计 3.2.1 心电前置放大 前置放大器往往是整个系统设计的关键对心电信号处理也不例外由于人体 处在很强的电磁干扰环境中所以生物电放大器前置级通常采用差动电路结构对 前置级有如下基本要求 1 高输入阻抗 生物电信号源本身是高内阻的微弱信号源通过电极提取又呈现出不稳定的高 内阻特性信号源阻抗不仅因人而异因生理状态而异而且在测量时与电极的 安放位置电极本身的物理状态都有密切关系 图 3.7心电放大器的输入回路 fig 3.7 input circuit of ecg amplifier 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 17 图 3.7 表示包括电极系统的信号源和差动放大器输入回路的等效电路图中各 符号的定义和数值范围如下 us 心电信号电压10 微伏到 4 毫伏 rt1rt2人体电阻几十欧到几百欧 rs1rs2 电极与皮肤接触电阻几千欧到一百多千欧与皮肤的干湿清 洁程度及皮肤角质层的厚薄有关 e1 e2电极极化电压几毫伏到几百毫伏 cs1cs2电极与皮肤间的分布电容几皮法到几十皮法 c1 c2信号线对地分布电容长 1 米的电缆线约为几十皮法 rl1rl2信号线和放大器输入保护电阻通常小于三十千欧 ri 放大器输入电阻 图 3.7a可进一步简化为图 3.7b其中 1111 11 1 11 1 lstl ss s ts rrrr crj r rz+ + += 3.1 2222 22 2 22 1 lstl ss s ts rrrr crj r rz+ + += 3.2 粗略估计 与放大器输入端相连的信号源内阻高达约100k设放大器差模电 压增益为 ad输出电压为 uo由图 5.7b可得 d iss i so a zzz z uu 2 2 21 + = 3.3 假设 zs1=zs2=zs并令 ad1=uo/usad1 表示对心电信号 us 的增益则 d is i d a zz z a + = 1 3.4 如果 zs 的值从 2k到 150k变化当 zi=1m时由式3.4 可计算得 ad1 的变化为 12.8%而当 zi=5m时ad1 的变化下降为 2.8%由此可见前置级足 够高的输入阻抗对心电信号的稳定放大非常重要 2高共模抑制比cmrr 为了抑制人体所携带的工频干扰以及所测量的参数外的其它生理作用的干扰 须采用差动放大形式所以共模抑制比cmrr是放大器的主要指标生物电放 大器的cmrr值一般要求达到60db到80db 对脑电等特别微弱的信号 要求cmrr 值达到 120db 值得注意的是放大器的实际共模抑制能力受到放大器前边电极系统的影响通 过两个电极提取生物电位时等效源阻抗 zs1 和 zs2 一般不完全相等这种不平衡 造成的危害是共模干扰向差模干扰的转化对于已经发生的这种转化放大器本 身的共模抑制能力再高也无济于事从而降低了整个前置级的 cmrr但是提高 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 18 放大器的输入阻抗则会减小这一转化见图 3.7b设 ucm为共模干扰电压 则放大器输入端 ab 两点的电压分别为 1si i cma zz z uu + = 2si i cmb zz z uu + = 3.5 则共模电压转化为差模电压 ua-ub ) 11 ( 21sisi icmba zzzz zuuu + + = 3.6 通常 zizs1zs2所以 i ss cmba z zz uuu 12 3.7 如果 zs1 和 zs2 相差 5k典型值对于 10mv 的共模干扰电压若要将差 模干扰限制在 10v 以下则放大器输入阻抗应在 5m以上 3 低噪声低漂移 相对于幅度仅在微伏毫伏级的低频生物电信号而言放大器前置级的这一项 要求也是很重要的 高阻抗源本身就带来相当可观的热噪声 输入信号的质量很差 所以为了获得一定信噪比的输出信号对放大器的低噪声性能有严格的要求理 想的生物电放大器能够抑制外界干扰使其减弱到与放大器的固有噪声为同一数量 级这样放大器的内部噪声实际上使放大器能够放大的信号电平有一个下限也 就是说放大器的噪声电平成为放大器设计的限制性条件 除了肌电和神经动作电位外绝大多数的生物电信号都有很低的频率成分如 心电自发脑电胃电眼电细胞内外电位等都具有1hz以下的频率分量但 通常采用的直流放大器的零点漂移现象限制了直流放大器的输入范围使得微弱的 缓变信号无法被放大尤其在进行较长时间的记录观察监护时基线漂移对测 量带来严重的影响常常使测量不能正常进行因此应当采取措施抑制放大器的零 点漂移采用差动输入电路形式利用了电路的对称结构并对元器件参数进行严格 挑选能够有效地抑制由温度变化所造成的零点漂移 3.2.2 心电前置放大电路 心电前置放大电路由 esd防护电路 抗高频干扰电路缓冲电路和差分放大电 路组成设置缓冲器的目的是为了提高放大器的输入阻抗进而提高病人监护时候 的共摸抑制比不加缓冲器时由于导联线输入电极与人体四肢的接触电阻很小 当共模信号加入时由于接触电阻不同其很小的变化将导致差模信号的产生并且 放大而加上缓冲器后接触电阻可以忽略不记这样就达到抑制共模电压的作用 r74 和 cz14 组成抗高频干扰电路在心电信号中心频率10hz时电容的 容抗为 72m它和心电的缓冲级并联并且大大高于机器的输入阻抗故相当于开 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 19 路而在高频率时容抗很小远远低于机器输入阻抗相当于将高频信号对地短 路 图 3.8 心电前置放大电路 fig 3.8 ecg preamplifier 由于两个电极的极化电压总是不平衡的两极化电压之差作为差模信号加到 ad620 输入端若 ad620 的增益太高则会使之饱和而失去放大能力在本放大 电路中 ad620 的输入端加 0.01u的电容有利于抑制极化电压 通常前置级的增益取 20 到 30 就是为了能够承受几十到一百毫伏左右极化电压的不平衡 况且当增益大 于 10 时ad620 的 cmrr 已大于 93db也就是说其本身对共模干扰已经有足够 的抑制能力在调试过程中发现增大 r40r41 的阻值有利于克服前面心电导联线 带来的干扰事实上相当于增加了运放的输入电阻心电前置放大电路如图 3.8 3.2.3 基线复零电路 前置放大器输出的信号并不是纯粹的心电信号其中除了夹杂着不少的工频干 扰外还有可观的直流或低频分量这往往来自于电极极化电压的不平衡前置放 大器的失调漂移以及人体的活动等因素这不仅会引起心电信号的基线漂移也不 利于后续电路的处理所以本设计采用了一个 rc 高通滤波器来滤除这些直流和低 频分量如图 3.9 中的 r42 和 c34由于心电信号的频率下限为 0.05hz为了不损 失其低频分量高通滤波器的截止频率一般定为 0.03hz由此算出时间常数 rc 约 为 5.3s可取 c34=1fr42=5.1m 重庆大学硕士学位论文 3 硬件系统总体设计 20 图 3.9基线复零电路 fig 3.9 baseline zero reset circuit 可见此 rc 高通滤波器的时间常数很大会导致其动态响应的缓慢假设其输入 来一个较大的跳变这在心电测量中会经常发生则其输出也会跟随跳变 然后缓 慢地以指数曲线形式回到零也就是说心电基线会长时间不能回零为消除这一现 象特设计了基线复零电路其工作原理是这样的由