信號調(diào)理電路的設計方案

心音和脈搏是反映人體生理及病理的兩項重要指標，它們分別是診斷人體疾病的重要手段之一，具有非常重要的臨床意義。為此，對該領(lǐng)域的研究背景、研究現(xiàn)狀和發(fā)展趨勢進行了充分調(diào)研，認為現(xiàn)有系統(tǒng)一般是單獨的心音或者單獨的脈搏采集調(diào)理電路，但是由于心動是脈動的源，心音與脈搏本身就存在著嚴密的醫(yī)學聯(lián)系，單獨的心音或者單獨的脈搏采集調(diào)理電路，無法對心音和脈搏信號進行關(guān)聯(lián)分析提供大量可靠的數(shù)據(jù)樣本，因此本文詳細介紹了用通用器材制作心音、脈搏傳感器的方法以及信號調(diào)理電路的設計方案。

1 心音、脈搏傳感器的制作方法

1．1 心音傳感器選擇及制作

心音是人體最重要的聲信號之一。它是在心動周期中，由于心肌收縮和舒張、瓣膜啟閉、血流沖擊心室壁和大動脈等因素引起的機械振動，該振動通過周圍組織傳到胸壁成為可聽到的聲音。心音信號中含有關(guān)于心臟各個部分，如：心房、心室、大血管、心血管及各個瓣膜功能狀態(tài)的大量病理信息，是臨床評估心臟功能狀態(tài)的最基本方法。當心血管疾病尚未發(fā)展到足以產(chǎn)生臨床及病理改變(如ECG變化)以前，心音中出現(xiàn)的雜音和畸變就是重要的診斷信息。

1．1．1 心音傳感器的選擇

心音采集系統(tǒng)首先要解決的是如何將心音信號轉(zhuǎn)化為電信號的問題。由于心音信號的頻譜范圍在人耳所能聽到聲音的低頻段，約在20～600 Hz，因此可選用低頻響應較好的話筒作為心音傳感器。駐極體式電容話筒低頻特性能滿足要求而價格低，該設計中選用直徑6 mm的駐極體話筒。

1．1．2 心音傳感頭的制作

制作心音傳感頭時，選用了由江蘇魚躍醫(yī)療設備股份有限公司出品的單用聽診器全銅聽頭部分，在聽頭耳把上套上約20 cm長的醫(yī)用橡皮管，對心音進行物理增強，橡皮管的另一頭擠壓入微型駐極體話筒，話筒的兩根導線用屏蔽電纜接到放大電路中。

1．2 脈搏傳感器的選擇及制作

脈搏波是以心臟搏動為動力源，通過血管系的傳導而產(chǎn)生的容積變化和振動現(xiàn)象。當心臟收縮時，有相當數(shù)量的血液進入原已充滿血液的主動脈內(nèi)，使得該處的彈性管壁被撐開，此時心臟推動血液所作的功轉(zhuǎn)化為血管的彈性勢能；心臟停止收縮時，擴張了的那部分血管也跟著收縮，驅(qū)使血液向前流動，結(jié)果又使前面血管的管壁跟著擴張，以此類推。這種過程和波動在彈性介質(zhì)中的傳播有些類似，因此稱為脈搏波(Pulse Wave)。人體手指末端含有豐富的小動脈，它們和其他部位的動脈一樣，含有豐富的信息，用光電法拾取這些信息是無損傷方法，而且簡單易行。實驗表明，用紅外光電法通過指尖測量脈搏波是一種比較好的方法。

1．3 脈搏波測量電路

紅外光電法脈搏采集的基本方法是：發(fā)光二極管發(fā)出的光照射到手指上，被手指組織的血液吸收和衰減后由光敏二極管接收，由于手指動脈血在血液循環(huán)過程中呈周期性的脈動變化，它對光的吸收和衰減也是周期性脈動的，于是光敏二極管輸出信號的變化也就是周期性變化，反映了動脈血的變化。

光電傳感器按光的接收方式可分為透射式和反射式兩種。透射式的光源與光敏接收器件對稱布置于手指兩邊，從光源發(fā)出的光穿過皮膚進入深層組織，除被皮膚、色素、指甲、血液等吸收及反射外，還有一部分會透射出去到達光敏二極管。這種方法可較好地指示心律的時間關(guān)系，并可用于脈搏測量，但不適于精確度量容積；反射式的是測頭當中的發(fā)射光源和光敏器件位于同一側(cè)，接收的是漫反射回來的光，該信號可精確地測得血管內(nèi)容積變化。該方案采用了透射型指套式光電傳感器。發(fā)光二極管采用紅色單色光，傳感器做成遮光指套式，減少了外界光的干擾，使用方便，靈敏度高，性能穩(wěn)定。在光源電路中，關(guān)鍵是要保持發(fā)光二極管發(fā)射光強穩(wěn)定，即要保證流過發(fā)光二極管的電流恒定，因此采用了一個恒流源電路，從系統(tǒng)結(jié)構(gòu)考慮它由單電源供電，R1和D保證了偏置電壓的穩(wěn)定，電路如圖1所示。

2 心音、脈搏調(diào)理電路的設計

心音和脈搏傳感器輸出的信號微弱并往往夾雜著噪聲干擾，所以必須要進行濾波和放大處理，由于是交流放大器，所以在信號調(diào)理電路中選取了電源電壓范圍寬，靜態(tài)功耗小，可單電源使用，價格低廉的集成運放LM324。

2．1 心音調(diào)理電路的設計

2．1．1 心音前置放大電路

如圖2所示，為同相放大電路，在輸入端加了無源高通濾波，濾除極低頻干擾。通過調(diào)節(jié)R7的大小就可以獲得所需的放大倍數(shù)，放大倍數(shù)為1+R7／R6。

2．1．2 噪聲的濾除

前置放大器輸出的信號并不是純粹的心音信號，其中夾雜著工頻干擾和其它低頻分量。這些干擾，比如：心音傳聲器和皮膚的摩擦音、呼吸噪音、人體的干擾信號和記錄儀器所產(chǎn)生的干擾等，不僅會導致心音信號被淹沒，也不利于后續(xù)電路的處理。因此首先用一個8階壓控電壓源高通濾波器來濾除這些干擾，高通濾波電路的截止頻率為15 Hz，如圖3所示。

從高通濾波電路中出來的心音信號，還混有較高頻率的傳聲器與人體皮膚摩擦所產(chǎn)生的干擾等，所以有必要在高通濾波器后進行低通濾波。為達到較好的濾波效果而又不使電路過于復雜，設計了一個二階壓控電壓源(VCVS)低通濾波器。該低通濾波器的截止頻率選為600 Hz時比較合適，電路如圖4所示。

2．1．3 可調(diào)放大電路

經(jīng)過高通、低通濾波電路，最終把600 Hz頻段范圍的心音信號提取了出來。但由于不同人的心音信號幅度不同，在前置放大器的基礎(chǔ)之上又加了一個可調(diào)的放大器。這樣通過手動調(diào)節(jié)，使輸出信號幅度使用相當方便。對正常人來說，該部分放大倍數(shù)選為10～20倍即可，如圖5所示。

2．2 脈搏調(diào)理電路的設計

脈搏調(diào)理電路也由3部分組成。前級為由一個隔直低通反向放大器，以去除直流和極低頻干擾，并抑制高頻干擾，并對50 Hz工頻有初步的衰減，同時對有用的脈搏信號進行了放大。設置此級的放大倍數(shù)為10倍，截至頻率范圍為0．05～20 Hz，如圖6所示。

放大倍數(shù)A=R5／R3，選取R3=100 kΩ，R5=1 MΩ。同時為消除偏置電壓，在正輸入和地間接入R4=100 kΩ。低通截止頻率設為20 Hz，R5=1MΩ，選取C4為6 800 pF，截止頻率約為23 Hz。

濾波部分采用三階巴特沃斯低通濾波器，如圖7所示，設置截至頻率f=20 Hz，根據(jù)歸一化方法查表選擇R7=R8=R9=100 kΩ，C6=0.47μF，C7=0．033μF，C8=0．033μF。該低通濾波電路保留了有用的脈搏低頻信號，對50 Hz工頻等噪聲進行了較大的衰減。

2．2．2 后級放大電路

采用可變增益反向放大電路，反向放大器由于電阻最大取值不能超過10 MΩ，如果要提高反向放大器的輸入阻抗，則電路的增益就要受到限制。該系統(tǒng)采用的反向放大器可以避免這種限制，既有較高的輸入阻抗又可取得足夠的增益。如果選取R13遠大于R14，R15，則放大器的增益可用下式近似計算：

R11=100 kΩ，R13=1 MΩ，R15用10 kΩ的電位器，R14=1 kΩ。R13，C9構(gòu)成低通濾波，截止頻率為20 Hz，根據(jù)式(1)增益可調(diào)范圍為11～110倍，電路如圖8所示。

3 實驗結(jié)果

該電路通過對人體心音和脈搏信號進行采集和調(diào)理后，用示波器觀察到的兩路信號如圖9和圖10所示。

4 結(jié)語

現(xiàn)該電路已采集了大量可靠病例和正常心音脈搏數(shù)據(jù)。使用表明，該電路穩(wěn)定可靠，結(jié)果理想。這也為后續(xù)進行數(shù)字化轉(zhuǎn)換和PC機顯示、分析奠定了基礎(chǔ)。