0 引言

    《中國心血管病報告2014概要》數(shù)據(jù)顯示因心血管病死亡的人數(shù)占城鄉(xiāng)居民總死亡人數(shù)的首位，農(nóng)村為44.8%，城市為41.9%^[1]。由于地區(qū)環(huán)境、醫(yī)療條件的局限性，心血管疾病普查對醫(yī)療診斷器械的成本、便攜、準確等方面提出更高的需求，因此設計一種低成本且可靠的心音采集系統(tǒng)尤為重要。

    常見的心音采集系統(tǒng)^[2-4]一般由多個模塊組成，模塊與模塊連接不僅調(diào)試困難，而且會造成不可知的干擾，大大影響數(shù)據(jù)準確性。

    為了解決傳統(tǒng)系統(tǒng)成本高、體積大、功耗高的缺點，在PSoC技術基礎上設計了新型的可視化心音采集系統(tǒng)。該系統(tǒng)以“心音采集、傳輸、播放、存儲一體化”為研究目的，運用傳感器、信號采集、軟件濾波、藍牙通信等技術，對心音采集系統(tǒng)進行了有益的研究和探索。

1 系統(tǒng)概述

1.1 心音特征及特征參數(shù)定義

    心音是心臟及大血管機械運動狀況的反映，心音中出現(xiàn)的雜音是重要的診斷信息^[5]。一般正常心音的頻帶范圍主要集中在20~200 Hz，高頻雜音頻率可達700 Hz^[6]。一個正常心音圖特征參數(shù)定義如圖1所示。

1.2 系統(tǒng)總體設計

    系統(tǒng)總體設計如圖2所示。心音傳感器采集心音信號，PSoC4對心音信號模擬處理，主要對輸入的心音信號自舉放大和低通濾波處理，去除混雜的高頻噪聲；心音信號數(shù)字處理主要實現(xiàn)信號模數(shù)轉(zhuǎn)換，并采用軟件數(shù)字濾波器方式去除心音信號中的干擾信號，提高信噪比；最后由藍牙無線傳輸至上位機實時顯示和存儲，聽診模塊用于實時聽診，Capsense觸摸控制用于聽診音量控制和數(shù)據(jù)發(fā)送控制。

2 系統(tǒng)硬件設計

    系統(tǒng)的硬件設計分為兩部分，一是PSoC4片上硬件，包括自舉放大電路、低通濾波電路、UART、CapSense等；二是PSoC4片外硬件，包括心音傳感器、藍牙無線模塊、音頻功放模塊等。

2.1 自舉放大電路

    心音傳感器輸出的信號非常微弱，當用10 kΩ限流電阻、+3.3 V電壓向心音傳感器供電，通過示波器測得心音幅值約為-80 mV~+80 mV。由于PSoC4要求輸入模擬信號在0~3.3 V之間，故設計了自舉放大電路，由PSoC4內(nèi)部的運算放大器和外圍元器件組成，放大倍數(shù)最高為21倍。

2.2 低通濾波電路

    本文設計的是二階有源低通濾波器，由PSoC4內(nèi)部運算放大器和外圍元器件組成，電路中運用了同向輸入運放。濾波器截止頻率為700 Hz，品質(zhì)因數(shù)Q≈0.714，電路基本滿足穩(wěn)定要求。

2.3 音頻功放模塊

    經(jīng)過濾波后的模擬信號一路進入A/D轉(zhuǎn)換器，一路輸出作為音頻功放模塊輸入信號。由于聽診的音源的功率比較小，無法直接驅(qū)動耳機，所以設計搭建了以耳機功放芯片LM4811為核心的音頻功放電路，實現(xiàn)高質(zhì)量的功率放大。設計電路如圖3所示，該電路可以通過兩根控制線實現(xiàn)16級音量控制。

2.4 藍牙無線模塊

    本設計采用藍牙模塊實時無線通信。下位機通過藍牙串口通信傳輸數(shù)據(jù)，計算機通過藍牙虛擬串口接收下位機傳輸過來的數(shù)據(jù)，無需任何協(xié)議，且成本低，功耗低，操作方便。

3 下位機軟件設計

    下位機軟件設計在PSoC Creator 3.1上實現(xiàn)。它采用最先進的集成的ARM GCC編譯器編譯代碼，帶有創(chuàng)新性圖形設計編輯器，提供多種功能組件和處理器配置API，大大提高了編程效率。下位機軟件流程如圖4。

3.1 系統(tǒng)初始化配置

    系統(tǒng)初始化配置階段主要對集成的模擬電路進行配置以及設置相關系統(tǒng)運行參數(shù)。系統(tǒng)時鐘為48 MHz，2個運算放大器配置為輸出電流強度為10 mA，A/D轉(zhuǎn)換采樣頻率為2 kHz，UART通信方式為115 200 b/s、1個停止位、無校驗位、8個數(shù)據(jù)位，Capsense為按鍵模式，按鍵掃描分辨率為12 bit。

3.2 數(shù)字濾波器的實現(xiàn)

    經(jīng)過前面的硬件濾波，在第一心音和第二心音外還存在一定的噪聲信號，綜合微控制器的運算能力和濾波器算法的復雜度，本文選用軟件設計階數(shù)較小的IIR數(shù)字濾波器的方法對信號進行濾波，提高信噪比。

    為使計算簡化，定義2階IIR濾波器表達式：

    本文涉及的心音信號頻帶范圍為20 Hz~700 Hz，故設計了一個截止頻率為20 Hz的IIR直接Ⅱ型高通濾波器，衰減至截止頻率點為-3 dB。

3.3 無線數(shù)據(jù)傳輸

    本設計采用HC-06從機模塊，默認自動連接模，即可以被其他藍牙主機搜索并連接。使用具有藍牙的筆記本電腦即可連接采集系統(tǒng)的藍牙從機，通過發(fā)送命令控制心音信號采集系統(tǒng)開始工作并傳輸數(shù)據(jù)。

4 上位機軟件設計

    上位機軟件設計主要包括數(shù)據(jù)接收、波形顯示、數(shù)據(jù)存儲三部分。以Microsoft Visual Studio 2010中的MFC為開發(fā)平臺，選擇基于對話框的編程進行開發(fā)。用戶首先配置采樣時間和采樣串口，打開串口后，若下位機發(fā)送，上位機開始接收數(shù)據(jù)并繪制心音波形，當?shù)竭_采樣時間便停止。點擊保存，心音數(shù)據(jù)將以TXT格式保存在PC上，其最大存儲容量可以達到231個數(shù)據(jù)，根據(jù)采樣頻率2 kHz可知，上位機持續(xù)采集時間可達298 h。點擊關閉，初始化所有參數(shù)并向采集板發(fā)送復位指令。

5 系統(tǒng)驗證

    為了驗證系統(tǒng)是否滿足設計需求，進行了硬件處理測試、軟件濾波測試、系統(tǒng)可靠性測試。

5.1 硬件處理測試

    本部分測試對象為一名正常成年男性，平躺且穿有帶聽診頭的聽診服，利用Agilent DS05014A示波器觀察三尖瓣聽診區(qū)的心音波形，測試結(jié)果如圖5所示。圖中，CH1為原始心音信號，可看出峰峰值為189 mV，且信號含有大量的毛刺噪聲；CH2為圖中經(jīng)過自舉放大和低通濾波后的心音信號，峰峰值為1.5 V，相比處理前的信號，放大了約8倍，毛刺噪聲基本濾除，且保留了原始信號的特征。

5.2 軟件濾波測試

    本部分測試對象和采集部位同前，利用上位機采集心音數(shù)據(jù)10 s并保存，將保存的數(shù)據(jù)在MATLAB中進行濾波對比。軟件濾波前后心音信號的對比圖如圖6所示。從圖中可明顯的看出，經(jīng)過20 Hz數(shù)字高通濾波器后，第一心音與第二心音的間隔更加分明，為后續(xù)處理提供了便利。在處理器中加入軟件濾波程序后，筆記本電腦上實時顯示的心音信號波形界面如圖7所示。從圖中可以看出，經(jīng)過實際處理后的心音波形和MATLAB中的預期波形一致，第一心音和第二心音間隔明晰。

5.3 系統(tǒng)可靠性測試

    在實驗室環(huán)境條件下，采集了9名正常成年男性三尖瓣聽診區(qū)的心音數(shù)據(jù)10 s并保存，在MATLAB平臺上分析數(shù)據(jù)采用的是西華大學電氣學院生物醫(yī)學信息處理研究室開發(fā)的心音時域分析算法。第一步，利用改進的小波閾值收縮降噪^[7]對心音信號進行降噪處理；第二步，利用單自由度模型提取特征波形^[8-9]；第三步，劃取適當?shù)拈撝稻€，提取心音信號的T1、T2、T11、T12四個時域特征值；第四步，繪制特征參數(shù)散點圖^[10]，計算心率，其中心率的計算公式為：HR=60/T11，測試結(jié)果如表1所示。

    由表1可以看出，除受測者M_ML的心音為異常，其他都為正常。M_ML的心音波形如圖7所示。M_ML的心音波形周期（T11）相比正常心音更短，舒張期也更短，通過查閱文獻可知，在心率增快時，收縮期和舒張期均會縮短，舒張期縮短的比例更大。從分析結(jié)果可以得出M_ML的心率為97次/分，接近正常人心率上限，且散點圖顯示，部分特征參數(shù)T11～T12不在正常范圍內(nèi)，和時域波形特征吻合。對M_ML進行了多次心音采集和分析，后續(xù)實驗結(jié)果均表明該受測者心音正常，本次采集心音異常為緊張所致。

6 結(jié)論

    通過硬件和軟件設計，實現(xiàn)了心音采集、播放、傳輸、顯示及存儲一體化設計。本系統(tǒng)不僅可以實時聽診，還可以通過筆記本電腦實時地觀察心音波形并存儲心音數(shù)據(jù)。系統(tǒng)集成度高、體積小、成本低，為后續(xù)心音數(shù)據(jù)分析、智能診斷等研究提供了便利。通過臨床測試，驗證該系統(tǒng)能準確反映受測者的心音時域特征，可靠實用，為心血管疾病普查的推廣提供研究基礎，同時也將為遠程醫(yī)療、家庭護理等提供思路，具有很強的實用價值。

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