教学用电子听诊器系统设计.doc

摘 要心脏听诊教学是一个重要的部分，传统的听诊方法虽然简单，但往往难以捕捉到人体内部脏器发出的一些微弱但非常重要的生物声，致使无法及时作出诊断，在讲学过程中存在很多不便。本论文设计了一种可供多人同时监听的新型教学用电子听诊器，由传感器、放大电路、工频陷波器、低通滤波器、高通滤波器、功率放大电路、扬声器、波形转换电路、动态显示电路等模块组成。具有如下特色：均选用常规元器件，通过元器件合理选型与电路的精心设计、调试，达到既稳定可靠、有较高显示精度，又具有较低的成本、操作简易的特点；检测结果既可以通过耳机监听，还可以用数字显示心率，利于教学使用。关键词 电子听诊器，心音，信号处理，数字显示AbstractCardiac auscultation is an important part in medical education. Although the traditional auscultation methods are very easy, but they always cannot catch some biological sound which comes from Human organs and it is weak but very important. It causes that the users cant make diagnose in time, and there are many inconvenience in the education. I have designed an electronic stethoscope which can be used by one to ten people for listening into the cardiac in my thesis. It was made up with voice sensor, amplifying circuit, 50Hz band trap, low pass filter, high pass filter, power amplifier circuit, speaker, waveform conversion circuit, LED display circuit and so on. It has many advantages such as the performance is stability, it is cheap for finished, it is simple for operation, and the result can be displayed by display circuit and so on.Keywords electronic stethoscope; heart sounds；signal process；digital display目 录摘要 Abstract1 绪论 11.1 本课题研究意义11.2 国内外研究现状 11.3 虚拟仪器技术简介 21.4 心音检测的发展31.5 心音检测中存在的问题 41.6 本章小结 52 电子听诊器系统的总体设计 62.1 引言 62.2 系统技术指标和设计要求 62.3 系统总体架构及总体设计方案62.4 各模块的设计方案 72.5 本章小结 83 心音信号的提取和放大 93.1 引言 93.2 心音的分类 93.3 心音的生理意义 103.4 心音信号的采集 113.5 前置放大电路简介 133.6 AD620简介 133.7 放大电路 144 工频陷波器和低通滤波器的设计 164.1 概述164.2 双T陷波器的缺点164.3 UAF42器件简介174.4 UAF42在50Hz双T陷波器中的应用184.5 50Hz陷波实际电路的调试 194.6 仿真中使用的50Hz陷波器 204.7 低通滤波器224.8 结论255 功率放大模块及扬声器 265.1 功率放大模块 265.2 TDA2030简介 265.3 计算275.4 扬声器286 施密特触发器实现波形转换 306.1 比较器简介 306.2 施密特触发器 306.3 施密特触发器的应用316.4 集成施密特触发器CC40106337 6位动态LED显示电路357.1 引言357.2 单片机80C51 357.3 定时器8155简介367.4 6位LED显示电路378 系统电路图 399 系统的可视化功能扩展419.1 可视化设计总方案 419.2 LCD波形显示 419.3 结论4310 总结和展望 4410.1 调试结果及问题解决 4410.2 今后工作展望45致谢47参考文献 47附录：外文资料翻译49A1.1 译文：电子听诊器49A1.2 原文：A kind of electronic stethoscope 52- 49 -1 绪论1.1 课题研究方向和意义在医学教学中，听诊教学是一个很重要的环节，特别是心脏听诊器，为了使学员有实际感受，过去是由老师对病员进行听诊，然后再与自己的学员讲解心杂音的性质特点，再由学员在病人身上听诊。这种方式带来许多不便：首先老师讲时，学员没有同时听，效果不如边听诊边由老师讲解好；其次，由每位学员在病人身上轮流听诊所花费的时间长；并且更重要的是由每个学员在病人身上进行听诊给病人带来痛苦，极不方便，往往遭到病人反对。因此，极有必要设计一种供临床教学用的多人用电子听诊器。沿用了多年的听诊器听诊心音，虽然方法简单，但往往难以捕捉到内部脏器发出的一些微弱但却非常重要的生物声，致使无法及时作出诊断，且诊断的依据主要根据医师的经验，准确性差。从另一个角度讲，人耳对声音的敏感是声强与频率的综合效应，因而一些病例特征难以捕捉，这就需要设计出一种新型电子听诊器对听诊音进行定量准确的分析1。目前国内外电子听诊器产品在价格，功能上的差异较大，而且没有视频显示,不利于教学,所以开发和研制功能完善、性能良好、价格低廉的新型电子听诊器具有重大意义。1.2 心音国外研究现状了解心音与心脏的生理、病理状况之间的相关性方面有着重要的意义。下面简述心音的产生机制。对于心音的发生机理的研究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。心音是人体最重要的声音信号之一。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，通过周围组织传到胸壁，将耳贴近胸壁或将听诊器放在胸壁一定部位所听到的声音。正常人的心音有第一心音（S1）、第二心音（S2）、第三心音（S3）和第四心音（S4）组成（各个心音图参见图3.1第二条曲线），一般成年人因第三、第四心音很弱，只能听到第一、第二心音。通常，心动周期是指心室的活动周期，心动周期是从心房收缩开始，紧接着是心室的收缩。心动周期中，心肌收缩、瓣膜开闭、血流加速和减速对心血管壁的加压或减压作用以及形成的涡流等因素引起的机械振动，通过周围组织传递到胸壁，产生的声音叫做心音。其中含有心脏的生理、病理信息，因此成为国内外学者研究的重要课题。根据资料检索，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用数字处理的方法进行时频特性的研究等。与最优良的传统听诊器相比，电子听诊器可以使脏器等发出微弱的生物声放大数十倍，即使细微的声音也清晰可鉴，从而使医生不会错过任何有价值的线索，更加易于判断心肺等器官可能发生的病变。电子听诊器设计采用相关的消噪技术，最大程度的降低环境噪音。新型电子听诊器可对心音信号进行记录与显示2。目前，在国内对心音的分析仍处于初级阶段。随着生物医学工程在国内的发展，对心音的分析和研究将进一步深入。在国外，早在半个世纪以前，在国际生物医学界，尤其是美国、加拿大、日本和欧洲等国家和地区的相当一批学者就一直在从事心音的分析和研究，每年都有高质量的论文发表，部分成果已在临床上得到应用。1.3 心音检测的发展1.3.1 听诊器及其发展一个圆圆的金属探头，连接着一根橡皮管子，然后分叉，分别通过两个金属耳塞一直介入到医生的耳朵里这就是听诊器。听诊器作为我们要设计的心音检测仪的鼻祖，从诞生但现在的200多年的时间里，作为临床上的一个重要的诊断工具，发挥了巨大的作用。雷奈克发明听诊器：1816年9月13日，一个比较偶然的机会，从小孩子的游戏中得到灵感，解决了困扰他的一个重要的医学问题，更是发明了震惊当时的医学界，惠利之后医学界的一个重要的工具听诊器。刚发明的听诊器不是现在这个样子，经过很多医学界的天才的改进，终于变成了当今的这个样子。1.3.2 电子听诊器虽然传统听诊器在使用过程中存在很多问题，但是在当时的生产力水平和科技水平下很难改进，而且一般的疾病通过传统听诊器可以判断，基本满足使用要求。到了现代，微电子科技迅猛发展，于是电子听诊器应运而生，它在声音的准确度和对噪声的处理上有着普通听诊器无可比拟的优点。具体讲述这些优点，与传统听诊器进行比较。1.3.3 现代心音检测的发展比电子听诊器更高级的专门进行心音检测的就是心音检测仪，它有着更多的更先进的优点。信号调整电路设计采用了硬件电路和软件结合的技术，主要应用在： （1）用软件设计实现了自动调节显示波形的辐值，也可以任意放大或缩小并能对心音信号时限进行放大或缩小。 （2）信号模拟滤波和数字滤波相结合，以达到更优的滤波效果。 （3）自动补偿零点漂移，用软件方法补偿由传感器和放大器产生的温漂和时漂。 采用Windows98操作系统环境下用Delphi 5.0编制软件，主要体现以下功能： （1）窗口化软件设计，界面友好，功能齐全，操作方便，易于扩展。 （2）实现了实时采样与信号波形显示，操作者可以根据需要设置参数和选择喜欢的显示风格。 （3）设计了一个友好的图形界面供使用者进行手动分析，通过操作鼠标或键盘移动屏幕上的测试标线，能够灵活方便地测试信号波形的间期，辐值，斜率参数。保留传统的手动测试方法，是对自动信号分析的验证和补充。 （4）应用小波分析技术和医学专家知识编制了自己信号分析程序，可以对第一心音辐值和心脏的收缩期和舒张期自动识别。 （5） 建立了病历档案管理数据库，存储患者基本情况，测试得到的数据，分析结果及医生诊断意见等内容，为病因查询、分类、统计工作提供数据资料。 （6）打印检测报告程序具有打印预览功能，能够控制打印机输出包括心音辐值，时限，心音波形以及病人的有关资料。1.4 心音检测中存在的问题（1）局限性：进行心音信号研究所用的心音信号检测设备基本上都是由心音传感器、心音放大器、A/D变换器和计算机等组成，功能单一，体积较大，检测的心音信号数据与计算机之间采用有线通信方式，这些都限制了其只能在固定场合使用； （2）安全性：用220V交流供电，这使其不论是在病房还是运动场地使用起来都不方便，并且为了防止漏电而危及受试者的人身安全，还需要采取严格的安全防范措施；（3）测量幅度小：于在不同运动负荷下检测的心音信号幅度存在110倍左右的差异，因此在心音信号检测电路中需要设计增益控制电路，以防溢出。但是现有的心音信号检测仪一般都采用手动方式来调节心音信号的放大增益，不仅测试效率低且影响测试精度和客观性； （4）效率低：由于心音信号存在较大的变异性，目前基于计算机数字处理技术的心音信号自动识别算法的识别率都还比较低，因此现有的许多心音信号检测仪对检测到的心音信号一般都是采用人工识别的方式来提取研究心肌变力性和变时性所需的第一心音（S1）幅度和心率，这不仅效率低，而且存在较大的人为误差； （5）测试时间短：测试时间太短，每次只能连续测试10秒左右的心音信号。通过心音信号的检测来研究人体在静息状态下的心率变异性和心力变异性时，短时程需要连续记录5分钟的心音信号，而长时程则需要连续记录24小时的心音信号；研究在大运动负荷后心力恢复趋势和心率恢复趋势也需要连续记录约5分钟的心音信号，显然现有的心音信号检测仪无法进行上述测试和研究。1.5 虚拟仪器技术简介 鉴于条件限制，本设计中使用软件进行仿真验证。使用电路分析与实物仿真及印制电路板设计软件，它可以仿真、分析各种模拟电路与集成电路，软件提供了大量模拟与数字元器件及外部设备，各种虚拟仪器，特别是它具有对单片机及其外围电路组成的综合系统的交互仿真功能。电路分析软件的主要功能主要功能是原理图设计及与电路原理图的交互仿真，ARES主要用于印制电路板的设计。电路分析软件还可仿真各种电路和IC，并支持单片机，元件库齐全，使用方便，是不可多得的专业的单片机软件仿真系统。电路分析软件应具备以下特点：（1）能够满足系统设计所提出的软件仿真系统的标准。（2）具有模拟电路仿真、数字电路仿真、单片机及其外围电路组成的系统的仿真、RS-232动态仿真、C调试器、SPI调试器、键盘和LCD系统仿真的功能；有各种虚拟仪器，如示波器、逻辑分析仪、信号发生器等。（3）可以支持的单片机类型包括：68000系列、8051系列、AVR系列、PIC12系列、PIC16系列、PIC18系列、Z80系列、HC11系列以及各种外围芯片。本论文采用单片机80C51系统实现6位动态LED显示电路。（4）可以大量的存储器和外围芯片。总之该软件是一款集单片机和SPICE分析于一身的仿真软件，功能极其强大，可仿真51、AVR、PIC。1.6 本章小结毕业设计（论文）的主要内容和方法如下：主要内容：首先了解毕业设计目的及要求，在此基础上画出电路方框图及原理图，然后设计并分析电路的以下各个模块（1）心音信号拾取部分；（2）信号放大部分；（3）噪声滤除（4）心率显示模块；（5）可视化扩展部分。并对电路进行仿真，记录仿真结果。仪器功能：心音信号通过心音传感器采集，然后通过前置放大器放大微弱的生理心音信号，接着通过滤波电路消除噪声和高次谐波，利于判别杂音和附加音的区别及性质，滤波后波形分为两路，一路信号通过功率放大器后接扬声器，另外一路信号通过比较器变为数字信号，该信号再通过单片机和显示器，在LED上显示心率。结果，通过扬声器可以实现多人听诊，而且可以同时把心率显示出来。 本章阐述了电子听诊器研究目的和意义，心音国外研究现状和心音的组成、心音检测的发展以及研究所使用的方法和软件，规划了毕业设计的进度安排，提出设计目标，并对所使用的电路分析软件进行介绍。2 电子听诊器系统的总体设计 2.1 引言 在医学的教学中。听诊教学是一个重要的部分。特别是心脏听诊。传统的听诊方法在讲学过程中很不方便。而且每个学员轮流听诊要花费较多课程时间，同时也会给病员带来不适应感；传统的听诊器还存在由于听筒问题导致使用者外耳道不适。音质易受干扰等问题。该电子听诊器具有如下特色：均选用常规元器件，通过元器件合理选型与电路的精心设计、调试，达到既稳定可靠、有较高显示精度，又具有较低的成本、操作简易的特点；检测结果既可以通过耳机监听，还可以录音重放及数字显示。2.2 系统技术指标和设计要求系统的技术指标和设计要求是系统设计过程中必须始终遵循的要点3。信号技术指标:心音幅值：3060mV；心音频率主要集中在600Hz以下；心率：正常人安静时平均为75次/分(60100次/分之间)。正常心率可因年龄、性别及其他生理情况而不同。3岁以下的小儿正常心率在100次/分以上，胎心率正常范围为120160。系统设计要求如下:（1）易操作。因为教学用电子听诊器是在生物或医学实验中使用的，替代传统的听诊器教学，所需操作简单。（2）低功耗。利于携带。（3）低成本。电子听诊器如果成本过高，就会影响它代替传统听诊器，低成本可以使装置获得更多竞争力，便于推广。（4）可靠性。教学用电子听诊器属于医疗器械，还可在医院使用，可靠性是设计的首要出发点。2.3 系统总体架构及总体设计方案电子听诊器由两大部分组成：监听部分和心率显示部分。具体由传感器、前置级电路、滤波器、比较器和计数显示电路组成。心音探头将人体不同部位的心音、呼吸音生理声信号采出，转换成模拟的电信号，经初级放大输入到滤波模块，滤波模块对信号进行滤波预处理后送入主放大模块，信号从主放大模块出来分两路，一路送入主控模块进行A/D转换，将模拟信号转换成数字信号，在经过处理送入液晶显示模块进行波形显示，另一路送入功率放大模块，然后去驱动扬声器。电子听诊器的设计思路如图2.1所示：扬声器功率放大器传感器放大电路滤波器显示电路单片机定时器8155触发器陷波器图2.1 原理结构图2.4 各模块的综合设计方案本章主要介绍该系统的硬件电路设计，包括各模块器件的选择以及接口电路的设计。从功能上划分，系统电路主要可划分为以下几个模块：电子听诊器探头、信号调理电路（包括初级放大模块、滤波模块、主放大模块）、主控模块、液晶显示模块、功率放大模块。心音信号是一种重要贡献的生理信号，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。更值得一提的是，心音在心血管疾病的治疗中具有重要价值 ,是心血管疾病无创性检测的重要方法。无论图像技术发展到如何水平 ,听诊始终是心脏疾病检测的重要一环。几个世纪以来 ,一直采用声学听诊器来听诊 ,但是传统的听诊器缺点很多。其中一个非常严重的缺点在于不能储备及显示心音信号，在医学教学中难以做到多人共用。该系统包括有心音传感器、心音前置放大电路、滤波电路、工频陷波电路、功率放大电路、扬声器、波形转换电路、以及LED显示电路。其中，从滤波器电路出来的信号分两路分别进入功率放大电路部分和显示部分，分为两路输出。2.5 本章小结 本章主要介绍电子听诊器系统的总体设计，分别介绍了系统的技术指标及设计要求、系统的总体框架。这些将为后面系统设计提供指导。原理框图是设计的总体思路，在具体设计中，各个模块分别设计后进行匹配。由于各部分元器件都是小功耗。所以在元件选择时，应首先注意参数的选择。3 心音信号的提取和放大 3.1 引言 信号采集是整个系统设计的第一步，在这个模块中采集系统首先要解决的问题是如何将心音信号装化为电信号，以便进行数字处理，能将心音信号转化为电信号的传感器成为声音传感器。要根据心音信号的频率特性来考虑怎样选择合理的传感器。首先要认识心音这一生物量的特性，其次要比较分析传感器的特性，最终使之匹配。3.2 心音的分类心音是在心动周期中，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，通过周围组织传到胸壁，将耳紧贴胸壁或将听诊器放在胸壁一定部位，听到的声音。通常很容易听到第一和第二心音，有时在某些情况下听到第三或第四心音。心脏某些异常活动可以产生杂音或其它异常心音。因些，听取心音或记录心音图对于心脏疾病的诊断有一定的意义。第一心音：发生在心脏收缩期开始，音调低沉，相当于心电图上QRS波开始后0.020.04秒，持续时间较长，占时0.080.135秒左右。产生的原因包括心室肌的收缩，房室瓣突然关闭以及随后射血入主动脉等引起的振动。第一心音的最佳听诊部位在锁骨中线第五肋间隙或在胸骨右缘。第二心音：发生在心脏舒张期的开始，相当于心电图上T波终末部，频率较高，持续时间较短(约0.08秒)。产生的原因是半月瓣关闭，瓣膜互相撞击以及大动脉中血液减速和室内压迅速下降引起的振动。第二心音的最佳听诊部位在第二肋间隙右侧的主动脉瓣区和左侧的肺动脉瓣区。第三心音和第四心音：第三心音发生在第二心音后0.10.2秒，相当于心电图上T波以后距S2为0.120.20秒，占时0.05秒，频率、振幅低。它的产生与血液快速流入心室使心室和瓣膜发生振动有关，通常仅在儿童能听到，因为较易传导到体表。第四心音由心房收缩引起，也称心房音。相当于心电图P波后0.180.14秒，振幅低。心音发生在心脏活动的大致时间以及与心电图的对应关系可由图3.1得知。有图可以看出，第一心音和第二心音频率高、幅度大、持续时间较长，因此是辅助心脏生理状况听诊的重要信息。图3.1 心音的产生及分类3.3 心音的生理意义目前，国际上关于心音和心肌收缩能力的研究更体现了心音检测和分析的重要性。由于“第一心音辐值的大小与心肌收缩能力的强弱密切相关，故可以用第一心音辐值的变化趋势来评估心力储备（Cardiac Reserve指心输出量随机体代谢需要而增长的能力），心脏耐力”。理论分析表明：第一心音辐值的大小主要决定于心室收缩是产生的压强能的大小；而该压强能的大小主要由心肌收缩力的强弱来决定。动物实验及有创和无创的临床实验研究表明：第一心音辐值的变化和左心室压力上升最大速率的变化成正相关（r=0.9551,P0.001）。肖守中等提出用相对值法来建立心音辐值参数，利用第一心音辐值S1的变化趋势来量度心肌收缩能力和评估心血管疾病患者和健康人的心力储备。并且在长期的临床实验中，总结并提出了心音图运动试验（Phonocardiogram Exercise Testing, PCGET），把完成规定运动量运动后S1辐值对安静时S1辐值的倍数定义为心肌收缩能力储备指数（Cardiac Contractility Reserve Index, CCRI），并在国际上首次提出了“心力变异性的概念”，它指在各相继的心动周期之间，心肌收缩力在不断变化，并在不同因素作用下表现出一定的变化规律。在不同运动量负荷下运动会引起S1辐值的变化，其中蕴藏着心肌收缩能力和心力储备信息。把不同运动负荷下运动后S1辐值对安静是S1辐值增加的相应倍数定义为心力变化趋势（Cardiac Contractility Change Trend, CCCT），据此评估受试者的心力储备状态。所以对于心音的定量分析显得由为重要。3.4 心音信号的采集3.4.1 声音传感器的选择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、骨骼等，由于这些中间介质的密度、弹性和频率等不同，故声波传导的速度、反射的大小不一。因此心音的传导比一般声音在单一介质中传导要复杂些。心音有一下几个特征：（1）心音的强弱，是由心音的振幅大小决定，振幅大心音强，振幅小则心音弱。根据声电转换方式的不同，心音需要放大几倍到几百倍。（2）心音的频率反映为音调的高低，心音的频率约为11000HZ之间。一般将120HZ以上划为高频，12080HZ之间为中频，3080HZ之间为低频。把心音转换成电信号的装置就是心音传感器。心音传感器根据声音的传递方式可以分成两种类型。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。第二种是直接传导型。这种传感器当在受到外力作用时，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，从而反映出心音的强弱。由于心音频率为20600Hz，肺音频率为1001500 Hz，肠鸣音频率为201500 Hz，均在人耳所能听到的声音频率范围的低频段，因此选取有声音放大器麦克风话筒作为声音传感器。我们对传感器的选取原则是：灵敏度高，抗干扰能力强，除了要提取微弱的心、肺、肠音信号外，还要求它不受人声、工频信号的等的干扰，因此需要指向性为心形的传感器。在声音传感器（话筒）中又有很多分类：驻极体式，动圈式和电容式。驻极体式话筒：灵敏度高，价格低，但指向性不佳；动圈式话筒：指向性好，但灵敏度欠佳，价格也较贵，且频率响应不够宽（最佳状态为40Hz16KHz，而人耳的平均听力极限是20Hz20KHz）；电容式话筒：全称静电容量变化型传声器，灵敏的最好，声音特性最为平坦，但是必须加以极化电压才能工作，容易受干扰，且价格较贵。经考察，多次试验先例比较下，该设计中选用驻极体电容器话筒（ECM）。驻极体电容话筒采用聚四氟乙烯材料作为振动膜片，这种材料经特殊电处理后，表面永久地驻有极化电荷，如图3.2所示。而图3.3为其等效电路图。 图3.2 驻极体电容传声器 图3.3 等效电路图由驻极体电容传声器的等效电路图可知，当声波传到振膜时，振膜发声相应振动，导致电容器极板之间的距离d发生相应的变化，根据电容公式：C= （3.1）其中，是该电容器的介电常数，r 是材料的相对介电常数，o 是真空介电常数，S是电容器的有效面积，d是电容器两极间的距离。由公式（3-1）可知，电容发生相应的变化。由于R的阻值很大，充电电荷Q来不及变化（大电阻导致放电过程缓慢），从而导致电容两端的电压U也发生相应的变化，电容的变化量C与电压的变化量U满足下式： U= （3.2）这样就把声压力信号转化为电荷变量，最终转化为电压变量，既把声信号转化为电信号。该电压信号可被后级电路有效检测出。实际应用中，可以采用几个压电体串联的方法以获得更高的输出电压。这样可以在放大器的输入端获得较高的输入信号，有利于抑制干扰，获得更大的放大信号。3.4.2 心音传感器的制作心音传感器在制作时，考虑性能价格等因素，选用了通用的单人听诊器全铜听头部分。在听头耳把上套上二十公分长的医用橡皮管，对心音进行物理采集并增强，橡皮管的另一头挤压入一只微型驻极体话筒，话筒的两根导线用屏蔽电缆接到电路中，心音传感器对心音信号进行声电转换后的音频信号经过传声器的增强之后输出。 3.5 前置放大电路简介生物电信号十分微弱，在检测生物电信号的同时存在强大的干扰，如工频50Hz等干扰。前者主要是以共模形式存在，幅值可达几伏甚至几十伏，所以生物电放大器必须具有很高的共模抑制比。虽然，生物电放大器的前级增益不能过大，但是由于听诊信号本身的特性，该放大倍数已经能够满足听诊需要。由于信号源内阻可达几十K、乃至几百K，所以，生物电放大器的输入阻抗必须在几M以上。综上所述，设计高质量的生物电放大器有许多技术困难。因此，设计高质量的生物电放大器一直受到国内外专家和学者所重视。近年来，微电子技术得到迅猛的发展，市场上出现了许多高性能的集成化仪器放大器，为设计生物电放大器提供了充分的选择。然而，由于生物电信号检测的特殊性，直接采用集成化仪器放大器来作为生物电放大器，仍然存在许多问题，效果并不能令人满意。从心音传感器输出的是非常微弱的交流小信号，根据我们使用的驻极体电容式传感器的灵敏度，心音信号的幅值为3060mv,这种大小的信号不能满足滤波模块的要求，必须进行信号的初级放大处理。信号的初级放大采用的是集成运算放大器。它是一种高放大倍数、高输入阻抗、低输出阻抗的直接耦合多极放大电路，具有两个输入端一个输出端。可对交流信号和直流信号进行放大。外接负反馈回路后，输出信号与输入信号的运算关系仅仅取决于外接反馈网络与输入端的外接阻抗，而与放大器本身无关。本设计使用仪器用集成运放芯片AD620。集成化仪器放大器具有很高的共模抑制比和输入阻抗（AD620输入阻抗高达10G），因而在传统的电路设计中都是把集成化仪器放大器作为前置放大器。下面先描述AD620芯片的功能和特性，最后给出由AD620构成的实际前置放大电路。3.6 AD620芯片简介AD620是一种低功耗、低噪声、高性能的仪用放大器，特别适合做小信号的前置放大级，经AD620放大后的小信号失真度很小。AD620可以通过外接一个电阻改变其增益，范围为1到10000，可以很好地完成差分信号到单端信号的转换。其管脚如图3.3所示。图3.3 AD620的管脚图AD620的各管脚的作用意义是：1、8脚RG端：外接调整电阻，通过其调节电压增益；2、3脚+IN、-IN分别为差分器输入的同相端和反相端，外接输入信号的两极（2接信号的负极，3接信号的正极）；4、7是接外部电源的两极（4接电源的负极，7接电源的正极）；5脚REF是输出参考电源端，一般情况下与地连接；6脚OUTPUT是放大后信号的输出端。要注意的是：AD620得5脚的作用只能上拉/下拉输出电压。5脚作为参考端，一般情况下接地。当需要运用5脚拉高或降低输出时，可以接某一参考电压。但在这种情况下，要注意放大倍数的线性区不会因为5脚的改变来变化。例如+5V和-5V供电，5脚接地时，输出超过3.6V都为非线性段；当5脚接+1V时，这时同样是超过3.6V都为非线性段。3.7 前置放大电路前置放大电路要求高精度、高稳定性、高输入阻抗、高共模抑制比、低噪声和强抗干扰能力。 AD620采用超处理技术，具有低输入偏置电流、低噪声、高精度、较高建立时间、高功耗等特点， 共模抑制比130dB，增益可调1到10000倍。 具体实现电路如图3.4：图3.4 前置放大电路该芯片1脚与8脚之间接的电阻决定其放大倍数，放大倍数的计算公式如下：G=+1 （3.3）图中RG为2.6K，经计算，该前置放大电路放大倍数为20。4 工频陷波器和低通滤波器的设计4.1 引言工频干扰是心音的主要干扰，虽然前置放大电路有很强的共模抑制作用，但部分干扰是差模方式进入电路，且频率处于心音范围内，因此仍存在很大干扰必须专门剔除。为了压制工业电源的干扰（如50Hz干扰），经常要在输入电路中采用陷波电路。由于传统的双T陷波电路对元件的精度和对称性要求比较高，在实际中很难调试。文中介绍的由通用滤波器芯片UAF42构成的50Hz陷波电路克服了这方面的缺点。实验结果表明：基于UAF42设计的50Hz陷波器的频率响应达到了设计要求，具有调试方便、对元件精度要求不高的优点。由UAF42设计的50Hz陷波器是电子技术已经成熟的电路，推出后已经被广泛应用在需要抑制工频干扰的各种设计中，在此借鉴其设计，使电子听诊器的系统设计更加简易。4.2 设计双T陷波器的困难目前广泛采用对称性双T阻容有源陷波器，它一般由一个低通滤波电路和一个高通滤波电路并联起来构成。其理论计算和设计都比较成熟。如图4.1所示，就是一个采用这种形式的50Hz 陷波电路。图4.1 50Hz双T陷波电路其限波点频率为：fN = （4.1）Q= (4.2)式中，A=1+。这类陷波器对于对称性的要求较高，元器件精度要求严格，否则直接影响陷波频率和Q值。因此对制作工艺或筛选器件带来困难，而很浪费设计人员的时间。所以在本论文中，采用市场上的成品芯片UAF42来实现50Hz陷波。4.3 UAF42器件简介：陷波器的设计人员最困难的在于得到严格容差、低损耗、匹配的电容。UAF42通用有源滤波器克服了这方面的缺点。它可广泛应用于高通、低通和带通滤波器设计中。采用典型的状态变量（state-variable）模拟结构，内部集成了一个反向放大器和两个积分器。该积分器包括1000pF(0.5%)的电容，因此较好地解决了有源滤波器设计中获得低损耗（low-loss）电容的问题。UAF42具有以下特点4：（1）通用性强，可根据需要设计成高通、低通、带通和带阻滤波器；（2）设计简单，有关公司还为UAF42专门设计了一个软件，从而可以方便灵活地设计各种不同类型的滤波器；（3）具有高精度频率和高Q值；（4）片内集成有1000pF(0.5%)的电容；（5）频率范围：0100KHz。它的内部原理与如图4.2所示：图4.2 UAF42内部原理图在有适当外围电路的情况下，UAf42可以实现高通、低通、带通滤波，原则上可以满足本设计的全部滤波功能。但该芯片造价较高，所以文中只用来实现50Hz工频陷波功能。4.4 UAF42在50Hz双T陷波器中的应用在实际使用时，市电频率往往有偏差，而且干扰强度也随使用环境不同而变化。因此采用两片UAF42进行两级双T陷波，带宽都是15Hz，二阶电路，陷波中心频率分别为49.8Hz和50.2Hz5。对UAF42来说，这些参数已经由CAD软件FILTER42计算得出，该软件简化了基于UAF42的设计。设计人员只要根据具体的电路要求将参数输入到FILTER42中，该软件就可以计算出相应的元件值，并且可以仿真滤波器的输出效果。陷波频率为49.8Hz时，软件计算用的参数选择为：陷波点为49.8Hz， 阻带宽度为15Hz，阶数为2，输入方式为同相输入。陷波频率为50.2Hz时，软件计算用的参数为：陷波点为50.2Hz，阻带宽度为15Hz，阶数为2，输入方式为同相输入。最后计算结果如表4.1所示：表1 电路参数计算结果两个陷波器都采用软件提供的电路模型PP4，其电路模型如图4.3所示。= （4.3）此电路模型PP4采用同相输入方式，图3中C1A=C2A，具体电路中的外围元件参数由表4.1中的计算结果给出。图4.3 软件PP4电路模型图4.4 基于UAF42芯片两级50Hz陷波电路图4.5 50Hz陷波实际电路的调试按照图4所示电路进行搭建，测试采用频率特性分析仪TD4011型。因为用了两级陷波电路，在电路中先对49.8Hz电路进行调试，然后对50.2Hz电路进行调试，最后两级合起来看情况调试。下面是加了屏蔽的测试结果。按照设计的参数搭起来的电路由于元件误差达不到设计要求，所以进行了调试，由式（4.3）可知在外接元件中，陷波器的陷波点只与RF1和RF2有关。所以在调试中各级只要调图（4.4）中的可变电阻R1和R2就可以了。最后通过调试得出的参数取值如下：对于49.8Hz，RF1=3.1225M，RF2=3.1227M。对于50.2Hz，RF1=3.1167M，RF2=3.1195M（用电桥测量），其它参数不变。调试结果为：先调49.8Hz，根据其幅频/相频曲线可以看出，它的阻带宽度为14.5Hz，Q值为3.43，中心频率大概是49.798Hz。在此频点上衰减了32.9dB。再调50.2Hz，根据其幅频/相频曲线可以看出，它的阻带宽度为15.7Hz，Q值为3.2，中心频率大概是50.202Hz。在此频点上衰减了30.7dB。这与仿真设计要求差别不大。对于50Hz的陷波滤波电路，屏蔽措施是很重要的。在调试过程中开始没有采取屏蔽措施，结果在4950.7Hz的区间干扰很严重，特别是相位干扰尤为突出。而且相频/幅频曲线很不平滑。证明外界50Hz工频对电路的影响很大。4.6 仿真中使用的50Hz陷波器由于UAF42芯片在系统仿真软件Proteus中无法找到，所以在对该系统进行仿真时需要用其他电路代替。而使用UAF42芯片设计的陷波器由于在CAD软件FILTER42进行调试结果的准确性、以及在一些设计中应用得到的良好效果，所以仍保留在本论文的系统设计中。4.6.1 仿真中使用的陷波器电路为了使整个系统能够在仿真中得以实现，所以在这里，另外设计了一个50Hz工频陷波器。其电路如图4.5所示。图4.5 50Hz双T陷波器4.6.2 NE5532芯片简介NE5532是一种双运放、高性能、低噪声运算放大器。相比较大多数标准运算放大器，如1458，它显示出更好的噪声性能，提高输出驱动能力和相当高的小信号和电源带宽。这使得该器件更适合应用在高品质和专业音响设备、仪器和控制电路、电话和手机放大器电路上。教学用电子听诊器是高品质的教学仪器，因此选用了NE5532芯片。NE5532的电气特征如下：（1）小信号带宽：10MHz；（2）输出驱动能力：600，10V有效值；（3）输入噪声电压：5nF/Hz；（4）直流电压增益：约100dB；（5）交流电压增益：2.2V/mV(典型值)；（6）频率带宽：140KHz；（7）转换速度：9V/us；（8）电源电压范围：20V由NE5532的电气特性可知，其输入信号带宽、电流电压等参数都符合教学用电子听诊器的设计要求。4.6.3 NE5532芯片引脚图和引脚功能：图 4.6 NE5532芯片8脚引脚图集成块NE5532在单电源和正负双电源条件下都能工作。只不过不同的供电条件下运放的管脚输出电压有差异：在单电源供电时， NE5532的管脚1，2，3，5，6，7脚输出电压为电源电压的一半，如第8脚（电源脚）电压为9V则上述各管脚电压为4.5V，第4脚为0V（接地端），单电源供电的运放电路在无线话筒发射和接收部分大量运用。当运放块NE5532在正负双电源供电时，1脚和7脚输出为0V，如输出直流电压意味着集成块可能损坏。单电源供电的运放需要为1，2，3，5，6，7脚取样供电。单电源运放在会议话筒和会议系统也大量运用，在无线话筒维修和会议话筒维修单电源供电的运放经常遇到。双电源供电的运放大量用于调音台和前置放大器及合并式功放前级。在本论文的设计中，用的是NE5532在单电源条件下工作，且只有1/2个芯片被接入电路。该双T陷波器属于无源滤波器，如图4.1所示。其陷波频率为：Fn=。当Fn为50Hz时，代入公式：50=1/23.14RC,则RC乘积