本文對(duì)傳統(tǒng)聽診器進(jìn)行改造，引入基于ZigBee協(xié)議的無線電子通信技術(shù)，設(shè)計(jì)出一款可以對(duì)人體心音數(shù)據(jù)進(jìn)行實(shí)時(shí)采集、處理和無線收發(fā)的電子聽診器，從而以較低的功耗擴(kuò)大了聽診范圍，降低了醫(yī)生在聽診時(shí)被病人傳染的機(jī)率。

　　1 ZigBee協(xié)議的優(yōu)勢(shì)

　　ZigBee是一種近距離、低復(fù)雜度、低數(shù)據(jù)速率、低成本的雙向無線通信技術(shù)，工作在2.4 GHz ISM免費(fèi)頻段，主要適合自動(dòng)控制、傳感、監(jiān)控和遠(yuǎn)程控制等領(lǐng)域，同時(shí)也支持地理定位功能。ZigBee聯(lián)盟在制定ZigBee標(biāo)準(zhǔn)時(shí)，采用了IEEE 802.15.4作為其物理層和媒體接入層規(guī)范。在其基礎(chǔ)之上，ZigBee聯(lián)盟制定了數(shù)據(jù)鏈路層(DLL)、網(wǎng)絡(luò)層(NWK)和應(yīng)用編程接口(API)規(guī)范。同藍(lán)牙技術(shù)相比較，ZigBee技術(shù)在功耗、傳輸距離和設(shè)備成本等方面均存在著明顯的優(yōu)勢(shì)。ZigBee與藍(lán)牙傳輸協(xié)議各參數(shù)比較如表1所列。

 　　2 系統(tǒng)整體設(shè)計(jì)思路

　　無線電子聽診器的結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。采用麥克風(fēng)來獲取人體心音信號(hào)，并轉(zhuǎn)換成模擬的電信號(hào)。經(jīng)過放大和濾波處理后，信號(hào)送入到主控模塊進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)。主控模塊通過無線收發(fā)模塊將轉(zhuǎn)換完成的數(shù)字信號(hào)并發(fā)送出去。電源模塊則負(fù)責(zé)為

　　各個(gè)模塊供電。接收端采用深圳無線龍通信科技有限公司設(shè)計(jì)的C51RF～CC2530-PK無線ZigBee網(wǎng)絡(luò)開發(fā)平臺(tái)。它通過USB同上位機(jī)相連，向上位機(jī)傳遞其接收到的數(shù)據(jù)，用于顯示和分析處理。系統(tǒng)分為軟件和硬件兩部分：硬件部分包括信號(hào)調(diào)理、數(shù)據(jù)采集處理、無線傳輸、無線收發(fā)和電源模塊;軟件部分包括Firmware中的軟件和上位機(jī)軟件。

　　3.1 心音采集模塊

　　心音是在心動(dòng)周期內(nèi)，由于心機(jī)收縮和舒張、瓣膜啟閉、血流沖擊心室壁和大動(dòng)脈等因素引起的機(jī)械振動(dòng)。通常有效的人體心音信號(hào)頻率為0～600 Hz，由于心音信號(hào)比較微弱，周圍環(huán)境干擾以及其他各種人為因素常常會(huì)帶來大量的干擾雜音，直接用麥克風(fēng)采集心音效果并不好。為了更好地隔離雜音干擾，增強(qiáng)采集端心音強(qiáng)度，加入了心音聽診頭，如圖2所示。

 　　采用MEMS麥克風(fēng)對(duì)心音信號(hào)進(jìn)行采集，同傳統(tǒng)的駐極性體麥克風(fēng)相比，MEMS麥克風(fēng)體積小、集成度高，且靈敏度為-42 dB，同駐極體麥克風(fēng)大致相當(dāng)。

　　3.2 增益和濾波模塊

　　實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)麥克風(fēng)采集到的心音信號(hào)幅值通常為30～60 mv，范圍小不便于觀察，需要對(duì)采集到的心音數(shù)據(jù)進(jìn)行電壓提升和放大處理。另外，心音信號(hào)的有效頻率為0～600 Hz，為了消除高頻信號(hào)的干擾，引入了截止頻率為600 Hz的有源低通濾波器。由于信號(hào)放大和濾波單元均用到了運(yùn)算放大器，為了減小電路占用面積，設(shè)計(jì)中分別采用一級(jí)運(yùn)算放大器和一級(jí)有源濾波器。信號(hào)調(diào)理模塊電路圖如圖3所示。集成運(yùn)放采用ADI公司生產(chǎn)的AD8607，它包含有2個(gè)獨(dú)立的低功耗、低噪聲CMOS運(yùn)算放大器AD8603，供電電壓為1.8～6 V，工作電流不超過50μA，最大輸入偏置電流為1pA。

 　　經(jīng)過電路調(diào)理后，可以在示波器上觀測(cè)到可識(shí)別性較高的心音波形，如圖4所示。

 　　3.3 無線傳輸模塊

　　圖5為無線傳輸模塊電路圖。無線傳輸模塊由TI公司生產(chǎn)的新一代2.4 G無線收發(fā)芯片CC2530為核心，芯片集成了增強(qiáng)型8051內(nèi)核，內(nèi)部采用流水線結(jié)構(gòu)，指令周期短。芯片具有256KB的Flash，低功耗設(shè)計(jì)使得芯片在收發(fā)狀態(tài)下的功耗都比較低，能夠保證長時(shí)間工作。6mm× 6mm的封裝使芯片及外圍電路占用的空間大大減小，非常適合對(duì)結(jié)構(gòu)要求緊湊的設(shè)計(jì)需求。芯片的工作電壓為2～3.6 V，最大發(fā)送電流(發(fā)送功率為1 dBm時(shí))為29 mA。CC2530內(nèi)部包含有12位的8通道分辨率可配置的A/D轉(zhuǎn)換器，設(shè)計(jì)中采用該轉(zhuǎn)換器對(duì)調(diào)理之后的心音信號(hào)進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，轉(zhuǎn)換速率為1.2ksps，采樣精度達(dá)到±4.6LSB。　

　　為了保證聽診器的正常運(yùn)行，設(shè)計(jì)了3種方式來供電。在使用JTAG接口對(duì)CC2530進(jìn)行程序調(diào)試時(shí)，利用JTAG的3.3 V電源引腳為電路供電。該供電方法的缺點(diǎn)是通過JTAG接口提供的電壓穩(wěn)定性不高，紋波稍大，對(duì)心音信號(hào)有一定的干擾，而且電路工作范圍受到引線的限制。另一種方法參考了諾基亞手機(jī)充電接口的設(shè)計(jì)思路，通過USB充電線為電路供電。諾基亞充電線的空載輸出電壓為6 V，需要降壓才能夠?yàn)殡娐饭╇姟？紤]到采用這種供電方式電路依然不能擺脫引線的束縛，使用體積小、容量大的充電電池是一種比較理想的選擇。設(shè)計(jì)中采用可充電紐扣電池LIR2450，該電池的理論參數(shù)如表2所列。

 　　3.6 V的標(biāo)稱電壓仍需要降壓才能夠?yàn)殡娐饭╇姡虼艘肓?.3 V輸出的線性穩(wěn)壓芯片ADP122來解決這一問題。ADP122擁有300 mA的最大輸出電流，電壓輸出偏差為±1%，穩(wěn)定性高，給電路帶來的干擾小。綜上考慮，決定采用諾基亞USB充電線通過USB電池充電管理芯片MAX8808為鋰電池充電，同時(shí)也為電路供電，在鋰電池電量充滿后MAX8808會(huì)自動(dòng)停止充電。拔掉充電線后由鋰電池來供電。圖6為供電模塊電路圖。

 　　4 電子聽診器實(shí)物及其運(yùn)行狀況

　　通過電路制版、芯片焊接、封裝設(shè)計(jì)、電路編程調(diào)試等流程完成了無線電子聽診器模塊的制作工作，電路板如圖7所示。MEMS麥克風(fēng)單獨(dú)置于電路板的背面，電路板大小為37 mm×22 mm，最厚處為4.5 mm，占用空間小，穩(wěn)定性高。圖8為實(shí)測(cè)心音信號(hào)在上位機(jī)軟件上的顯示效果圖。

　　結(jié)語

　　本系統(tǒng)采用了集成化、緊湊性設(shè)計(jì)，功耗低，電路供電方式多樣化，能夠滿足測(cè)試和實(shí)際應(yīng)用的要求。整個(gè)系統(tǒng)全部采用貼片元件，體積小、成本低，以較高的準(zhǔn)確性實(shí)現(xiàn)了點(diǎn)對(duì)點(diǎn)通信，完成了心音信號(hào)的無線傳輸。