基于MEMS MIC的心音检测装置的设计和实现

丁大禹 ，李庆，董亚朋 ，王王莹，杨波 1 物理场生物效应及仪器四川省高校重点实验室，成都市，6105 成都信息工程大学 电子工程学院，成都市，6105

0 引言

心音、呼吸音信号是重要的临床医学信号，是进行心脏疾病、呼吸系统疾病判别的重要依据，医生可依其进行病因、病灶分析[1]。心音信号分析处理对心血管系统疾病的诊断具有重要意义，心音检测的准确性和可靠性将直接影响心脏病患者的临床诊断与愈后效果评价。

传统的听诊器在听诊时，往往难以捕捉到人体内部脏器发出的一些微弱信号，但它却是非常重要的心音分量；此外，传统的听诊器在心音的存储和记录上也存在较大的局限性，所以更多时候医师的诊断依据依赖于自身的主观经验[2]。

基于此背景，本文设计了一种高增益的实时听诊装置，将心音信号经过运放、滤波等电路，最终得到清晰准确的心音信号，并对心音信号进行存储。

1 心音检测原理

心音是由心肌收缩，心脏瓣膜关闭和血液撞击心室壁、大动脉壁等引起的振动所产生的声音。每一心动周期可产生四个心音，一般均能听到的是第一心音和第二心音[3]。心音信号具有微弱性、低频性和不稳定性。在时域分析中，第一心音的特点为音响低钝，第二心音的特点为音调较高而清脆。第一心音和第二心音的事件间隔称为心脏收缩期，第二心音和下一心动周期的第一心音的时间间隔称为心脏舒张期。

心音可听频段主要集中在20～600 Hz，由于采集过程中会引入部分噪声，于是本文采用抗干扰能力强的硅麦克风（MEMS MIC）。通过MEMS MIC将心肌收缩，心脏瓣膜关闭和血液撞击心室壁等引起的振动转换为电信号，以便于对其进行放大、滤波等量化操作[4-5]。

2 系统整体设计方案

该心音采集系统是一个智能化信号采集处理系统，主要是由改进听诊器头、MEMS麦克风传感器、驱动模块、主控模块、电源模块和通信模块等构成。系统整体功能框图如图1所示。

图1 心音采集系统功能框图Fig.1 Function block diagram of heart sound acquisition system

2.1 前端探头结构设计

目前有多种传统听诊器可用于心音听诊，其中多数听诊器具有独立的钟型件或膜型件。钟型件传导低频声音最有效，而膜型件传导高频声音最有效。也有听诊器将这两种功能整合到单一表面，这样听诊器对皮肤的压强决定了听诊器是发挥钟型件还是模型件的功能。此外，将钟型件紧压于皮肤能够改变经膜型件传导的最高频率，使得高频声音变得更响而低频变得更加柔和。

心音的监测易受到外界环境和人体内部其他脏器的干扰，且在用传统的听诊器检测心音时，也容易受到手持探头的力度和按压深度的影响。

为减少人为因素对前端心音采集的干扰，在设计本系统时根据传统听诊器的钟型件和膜型件进行改进，并设计出了一款集合了这两种特性的探头。然后通过医用胶带固定探头采集位置，在进行多次试验后，确定了探头与人体的接触压强，以实现对探头固定方式和力度的标准化。通过此前置探头采集到的心音，其数据质量得以保证。复合探头的具体结构如图2所示。图2中1、2构成音频采集头；3、4、5构成了鼓膜振动结构体；1、2、3、4、5需严格构成一个密闭空腔，以实现心音信号的高增益采集；6为医用胶带，7为固定环，通过6、7将探头固定于胸口。

2.2 心音传感器

心音是人体心脏收缩舒张时产生的声音，该生物特征信号易受到外界环境的干扰，且它还具有信号微弱和频率成分混叠等特点。所以采集信号就显得尤为重要，而传感器的选型就是本系统的关键点之一。本系统使用了高性能的硅麦克风SPH064- 5LM4H作为传感器，这是一款微型、低功耗且以I2S数字量输出的高信噪比MEMS MIC[6]；由图3的频率响应曲线图得知，其灵敏度良好，可采集20 Hz以上的信号，满足心音信号的频响要求。

图2 复合探头结构图Fig.2 Composite probe structure diagram

图3 频率响应曲线图Fig.3 Frequency response curve

这款硅麦输出信号为I2S数字量，I2S（Inter-IC Sound）总线是飞利浦公司为数字音频设备之间的音频数据传输而制定的一种总线标准，该总线专责音频设备之间的数据传输，具有良好的抗干扰性。硅麦内部处理过程如图4所示。首先将声压变化转换为电压变化；然后把MEMS的输出电压放大，以便于给后面的Sigma Delta转换器提供一个稳定的信号；进而通过Sigma Delta转换器把模拟信号转换为脉冲密度调制（PDM）信号；然后利用抽取器以64倍数向下转换PDM信号，将单位的PDM信号转换到多位的脉冲编码调制（PCM）信号；最后通过一个低通滤波去将PCM信号中的高频信号滤除，得到包含心音和部分噪声的复合信号。

图4 硅麦处理流程Fig.4 Silicon microphone processing

2.3 驱动模块设计

由于传感器需要利用大约60 cm的长导线连接到主控板，故传感器所需的使能信号——时钟信号（CLK）和采样信号（SEL），其电流就会变得微弱，以至于无法驱动传感器或返回失真数据。所以系统需要对传感器所需的CLK信号和SEL信号增加驱动电流，以实现对传感器的使能作用和增加其抗干扰能力。由于这是对两个高频信号的驱动，所以我们这里采用可高频转换、低功耗、完全可配置双轨设计的SN74LVC2T45。它在3.3 V到5 V转换的最大数据速率可达420 Mbps，3.3 V时能达到±24 mA的输出驱动，静态电流最大为4 μA。这种双位同向总线收发器使用两个独立的可配置电源轨，且SN74LVC2T45是专为异步设计两条数据总线之间的通信。系统通过逻辑方向控制（DIR）输入的低电平激活B端口输出，将CLK和SEL信号的输出电流提升到24 mA，最终实现对传感器的驱动和对信号增益的提高。

3 系统软件设计

系统软件设计的主要内容是通过主控模块对各模块的初始化，其中包括I2S、定时器中断、串口、GPIO初始化等。系统通过设置DMA的传输速率，以控制I2S数据的采样率，再用定时器对心音数据进行重采样，即对DMA所传输的精度为24位的I2S数据进行重采样。然后将其中有效的16位信号数据封装成单帧，通过蓝牙模块将数据帧上传至PC端。具体的软件流程图如图5所示。

图5 软件流程图Fig.5 Software flow chart

4 系统测试结果

在测试过程中，将改进的听诊探头贴在测试者的心脏部位，通过观察上传到PC端的数据波形，了解测试者的心音情况。为了对比硬件检测技术的性能，我们在采集心音信号的同时，以高精度的AD芯片（1 000Hz，16 bits）进行了同步心电信号采集。图6为心音和心电的同步信号。

图6 心音与心电的同步采集Fig.6 Synchronous acquisition of heart sounds and ECG

在图6中，将心音信号对照心电信号分析可得，其QRS波细节清晰、信噪比高，因此本系统采集的心音质量良好。为了进一步验证所采集数据的准确性，将采集到的数据在PC端进行简单的滤波处理和通过EMD、ICA和自相关算法计算出心率[7-12]。此外还进行了心率结果对比试验，测试设备分别为本系统设备、老式听诊器。测试对象为健康青年，年龄在23～25岁之间，无心脏病历史。单组静息测试结果如图7所示。

图7 心率对照组Fig.7 Heart rate comparative test

本设备检测心率的结果，根据误检率计算公式，即：式中T为老式听诊器计算测试对象心率结果（次/min），令其为标准检测结果，F为其他设备计算心率的结果，R为误检率。经计算得到平均误检率为0.004 3。

分析上面心率对照组实验和设备误检率对照可得：本系统频响范围很好地满足临床听诊要求，所采集的数据可保证其质量。

5 结论

本系统利用一款高增益的MEMS MIC，设计了一个便携式、高精度数字心音检测装置，其可以实现对心音信号的采集、滤波放大、存储、实时动态显示等功能。解决了传统听诊不能量化心音信号和存储心音等问题，且该系统体积小、操作简单，具有较强的适应性，有广泛的临床应用前景，也为电子听诊技术的发展奠定了一定基础。