基于嵌入式系统的多功能便携式电子听诊器*

王毅德, 程 洁, 姚 飞, 张 浩, 徐 伟, 黄成军

(1.中国科学院微电子研究所 健康电子研发中心,北京 100029;2.中国科学院大学 电子信息与技术学院,北京 100029; 3.湖北警官学院,湖北 武汉 430034)

0 引 言

传统的机械式听诊器,将脏器的声音通过听筒、软管等传导到医生的耳朵,并进而做出诊断,该方法简便易行,但是也存在诸多局限性,如灵敏度不高、易受环境噪音干扰、可视化差、对操作手法依赖性强等。随着电子技术的发展,新型的电子听诊器,将传统的机械式听诊器与现代电子信息技术相结合,可以实现对传统心音、肺音、肠鸣音等体征信号的采集、数字化处理、分析、存储,能克服传统听诊技术的不足,在移动医疗、主动健康管理等方面具有广泛的应用前景。心音研究方面,周克良等人[1]提出一种基于小波变换的心音信号降噪算法,可以在降噪同时保留信号细节特征；马莹等人[2]提出利用寻峰算法监测心率的方法,可以根据心音信号得到心率；天津大学樊容[3]设计了一种低噪声电子听诊器,通过对前置放大电路、滤波电路和功放电路的优化设计,可以实现对心肺音的低噪提取。但是该听诊器仅可以实现对心肺音听诊和播放,不具备模/数转换功能,因此无法对信号进行数字化处理及分析。国际上,美国3M公司开发了名为Littmann 3200的蓝牙电子听诊器,该设备采用先进的抗噪声电路设计技术,可以有效降低环境噪声的影响,较清晰地提取心肺音信号,并能最大达到24倍放大,同时具有心率显示、蓝牙通信等功能。但是该产品价格昂贵,超出了普通用户的承受能力。目前国内开发的类似产品,只是基本实现了声音信号的电子化,其信号增益、抗噪性能及智能化水平尚有待提高。

本文拟研制一种高性能、多功能、小体积、低成本的便携式电子听诊器,以实现对心音的实时听诊、存储回放、音量控制、波形显示等功能,未来有望替代传统听诊器,为临床的听诊实践提供更加多样化的解决方案。

1 系统硬件设计

1.1 系统整体描述

电子听诊器由信号采集模块、滤波放大模块、主控模块、按键显示模块、模/数转换器(anolog to digital converter,ADC)模块、电源管理模块等部分组成。信号采集模块的拾音头采集微弱心音,经麦克风转化成电信号后输入数字信号处理器(digital signal processor,DSP)芯片进行滤波处理,再经放大电路放大后,信号一路接耳机输出,另一路经ADC模块转换成数字信号,通过串口或蓝牙发送至上位机进行波形显示及分析。主控芯片选择STM32F103RET6微处理器,对各模块进行统一管理及调配,单片机编程语言为C语言,上位机开发环境为LabVIEW。

1.2 拾音头选取

1.2.1 麦克风的选择

心音信号所在频段(20～600 Hz)在人耳能听到的范围内,因此可以使用麦克风作为采声传感器。常见的电容式麦克风有微机电系统(micro-electro-mechanical system,MEMS)硅麦克风和驻极体麦克风两大类[4],本文研制的电子听诊器所需的采声器件,需要具备低噪声、高灵敏度、失真小、高信噪比、频响曲线平坦等特性。根据这些要求,选择了市场上常见的8种型号麦克风进行了测试与比对,其中4种为MEMS硅麦克风,4种为驻极体麦克风。实验中,使用声学听诊头采集同一测试对象的二尖瓣区心音,将麦克风放置在传统机械式听诊器的传声软管出口处,替代人耳接收声音信号,使用NI公司的USB—4431采集卡将声音信号转换为电信号,并在LabVIEW窗口中以波形显示。测试指标分别为底噪Us,Un,Us与Un的比值。底噪为将麦克风静置于实验室日常环境中所得；Us为采集卡测得心音信号最高点与最低点之差；Un为非心音信号部分波动上下限之差；所有数据均测量3次取平均值。在一定程度上,Us可以反映有效心音信号的强弱,Un可以反映噪声及干扰的强弱,Us与Un的比值可以反映麦克风提取心音信号的能力。

按照上述测试方法对8种型号的麦克风逐一测试,将数据汇总如表1所示。从表中可以看出,不同麦克风在底噪、信号和噪声等方面均有差异,作为采声器件,需要噪声尽可能低,同时保证信号质量,经对比发现,同等条件下,型号为OB4015L的驻极体麦克风Us与Un的比值达到了13.34,优于其他麦克风,说明其采集到的信号质量更高,引入干扰的可能性更低。经查阅手册,其灵敏度、供电电压、频响曲线等均满足电子听诊器设计要求,所以本文最终选择驻极体麦克风OB4015L作为所研制的电子听诊器的采声器件。

表1 麦克风对比测试结果

1.2.2 听诊头声腔结构优化

听诊头的机械结构会影响听诊器的传声特性和采声效果[5]。当前市场上主流的膜式听诊头主要有两类,一种是结构扁平、背部无孔的膜式听头(图1(a)),另一种为锥形腔体、背部开孔的膜式听头(图1(b))。

图1 听诊头内部声压分布图

为探究不同结构采声效果的差异,本文使用多物理场仿真软件COMSOL对其声学特性进行了有限元分析。首先建立两种物理结构模型,如图1中所示,(a)为背部无孔听诊头,其外径取值40 mm；(b)为背部开孔听诊头,其外径也为40 mm,背部小孔的直径取值4 mm。使用压力声学模块中的频域研究进行仿真,以腔体内部的空气作为实体,设置硬声场边界,入射波选择平面波辐射,入射声场压强设为2 Pa,频率设为50～1 000 Hz。

两种听诊头腔体内各位置声压分布图如图 1(c),图 1(d) 所示。不同频率下的两种结构的最大声压对比如图1(e)所示。从仿真结果可知,背部无孔结构中声压分布较为均匀,整个平面范围内,在不同的频率范围内声压的变化为4～3.982 Pa,随着频率的增加,最大声压稍有减小,如图1(e)曲线所示。相较而言,背部开孔的听诊头结构,在下方圆柱和圆锥腔体部分声压分布较均匀,约4 Pa,但在末端小孔处得到增强,小孔出口处声压最大,最强可达4.125 Pa,随着频率的增加,最大声压逐渐增加,表示高频下采声效果有较大提升。与无孔结构相比,仿真频段内采声效果最大可增强3.6 %。根据仿真数据可以判断在电子听诊器设计中,如果将采音麦克风放置于图1(b) 结构的小孔处,声音采集效果比图1(a)的扁平式听诊头效果更好。

1.3 硬件电路设计

硬件电路系统框图如图2所示,以信号处理和主控模块为核心,在其周围分别搭建供电电路、外设模块以及引出数据接口。为减小体积,将这些模块分别置于三块印制电路板上,从下到上依次为供电板、主控板、外设板,板与板之间通过1.54 mm插排进行连接,共同构成硬件系统。

图2 硬件电路系统框图

1.3.1 采集滤波模块

电子听诊器前端采用背部开孔的膜式听诊头,将OB4015L驻极体麦克风置于小孔处采集心音信号,采用DSP数字滤波芯片对信号进行滤波处理,设置为低通滤波器,截止频率600 Hz,输出为两路模拟信号,再利用放大电路进行放大。

1.3.2 放大电路设计

放大芯片选择德州仪器公司的高性能、低功耗芯片TPA6100,放大电路为双输入双输出,放大倍数通过输入电阻器与反馈电阻器调整。一路信号经放大后接3.5 mm接口输出,另一路信号放大后输出到单片机的ADC输入引脚进行模数转换。

1.3.3 主控及ADC模块

主控芯片选择STM32F103RET6微处理器,除了完成对显示屏、按键等模块的控制,其自带的ADC模块精度为12位,采样率最高可达0.9 MHz,完全满足心音信号的处理要求,因此，无需使用额外的ADC芯片进行模数转换。

1.3.4 电源模块

电源充电芯片选择德州仪器公司的TP4056,充电接口为Micro USB接口,5 V供电,芯片输出端为恒压4.2 V,用于给锂电池充电,同时可接LED用作充电状态指示灯。

1.4 系统PCB设计

为实现小体积、便携性的目标,将不同电路模块分别置于三块直径为6 cm的圆形PCB上,板与板之间通过排插进行电气连接,元件均采用贴片封装、双面布局以提高集成度。供电板放置电源管理模块,包括锂电池、TP4056充电芯片等；主控板放置微处理器、DSP数字滤波芯片、TPA6100功放芯片及其外围电路等；外设板放置1.3寸OLED显示屏、四枚开关按键以及LED工作状态指示灯。PCB板如图3(a)所示,根据PCB板尺寸利用Solidworks软件设计外壳结构,使用环氧树脂3D打印外壳,将PCB板封装入外壳做成一体化设备,如图3(b)所示,该设备直径6.5 cm,高度4 cm,重量仅为122 g,达到了便携性的设计目标。

本系统为数模混合电路,因此在PCB设计过程中,有必要将模拟信号和数字信号进行隔离,以免相互干扰。在供电板中,引出两路电源为数字部分和模拟部分分别供电,数字地和模拟地各自独立走线,单点接地。在主控板的地层中,数字部分和模拟部分分区域覆铜作为地平面,最大程度保证信号质量。

图3 PCB与实物图

2 系统软件设计

系统软件开发环境为Keil uVision 5,编程语言为C语言。单片机主控程序由主函数、OLED模块、按键模块、ADC模块、串口模块等组成。

开机后,首先运行各模块初始化函数,然后进入待机界面,主函数中始终循环运行按键检测函数,若检测到按下模式键,则进入模式显示函数,根据按键的次数显示不同模式界面；若检测到按下音量键,则显示音量加减界面；若检测到按下串口键,则开启A/D转换器,采样率设置为94 240 Hz,每采100个点取平均值,将平均值存入长度为1 600的一维数组,然后将此数组以字符串形式通过串口协议发送至上位机。

3 结果测试与对比

3.1 硬件电路测试

3.1.1 信噪比测试

使用函数发生器在电路输入端输入频率为200 Hz的正弦波,用示波器测量电路输出端,当达到最大不失真输出时,输出幅值1.65 V,频率200 Hz的正弦波,输出电压有效值U1=1.167 V。关闭输入,此时测得输出端噪声电压有效值U2=3.2 mV,据此计算得到电路信噪比,SNR=20lg(U1/U2)=51 dB。

3.1.2 系统频响测试

除本实验设计的电子听诊器外,另外选取国外3M公司Littmann 3200电子听诊器和某国产电子听诊器进行参照对比。搭建测试平台对几种电子听诊器分别进行频率响应测试。测试过程如下：将扬声器置于耦合腔中,播放单一频率声音,频率从20 Hz取到1 000 Hz,700 Hz以下每隔20 Hz取一个点,700 Hz以上每隔50 Hz取一个点。将电子听诊器的听诊头置于耦合腔固定部位,测量输出信号的幅值。同样取300 Hz频率作为参考,作出三种电子听诊器频响曲线如图4所示。

图4 不同电子听诊器频响曲线

从频响曲线可知,几种电子听诊器在低频段和700 Hz以上的频段增益较弱,在200～600 Hz频段曲线较平坦,从图中虚线框部分可以看出,某国外电子听诊器采用的是数字滤波器,对240 Hz和560 Hz附近的频点做了特定强化以改善听诊效果。

3.2 人体心音信号测试

按照硬件设计搭建电子听诊器系统,将主控程序烧录至单片机。经测试,该电子听诊器各功能及指标均达到设计要求,在耳机中可听到清晰心音,同时,心音信号经数字化后可以通过串口或蓝牙发送至上位机,进而得到心音波形图。

最后,将本文研制的电子听诊器,与2 种常见的市售电子听诊器进行对比。受测者为同一对象,采取坐姿,分别采用三种听诊器,采集受测者静息状态下二尖瓣区的心音信号,利用LabVIEW声卡采集程序将心音导入上位机,测试结果如图5所示。其中(a)美国3M公司的电子听诊器,(b)为某国内市售的电子听诊器,(c)为本文研制的电子听诊器。

图5 不同电子听诊器测试结果

从测试结果可以看出,几种电子听诊器都清晰反映出第一心音、第二心音。第一心音振幅大于第二心音,无第三、第四心音。同时从时域波形图可见,在增益相近的条件下,本文研制的电子听诊器在检测心音的同时对噪声的抑制效果更加明显。

4 结 论

本文设计并制作了基于STM32嵌入式系统的便携式多功能电子听诊器,兼具模拟和数字音频输出接口,心音信号既可以实时通过人耳听诊,又能够以多种方式储存至上位机,进行心音信号的显示与分析。同时,通过对PCB布局优化、采用贴片封装等方式实现了整个系统的高集成度、小型化与便携性。与市面上同类产品相比,本系统在性能和成本方面具有一定优势,为心音检测提供了新途径。