摘要：設計一種基于ZigBee無線傳輸技術的實用電子聽診器，能夠采集和處理人體心音數據，并將處理后的數據通過無線傳輸方式發送出去，接收端通過USB通信接口將數據傳輸到上位機進行實時顯示。該設計運用MEMS麥克風采集心音信號，前置放大和濾波端提供信號放大和濾波等調理功能。無線傳輸模塊采用TI公司的集成無線收發芯片CC2530。
引言
聽診器是醫生進行疾病診斷必不可少的工具，它能夠獲取心臟瓣膜震動的聲音數據，是醫生進行初步診斷的得力助手，在臨床醫療中發揮著重要的作用。但是，傳統的聽診器存在著信息量少、干擾大、聽診范圍小等缺點，醫生在對病人聽診時也面臨著被傳染的風險。隨著電子技術和無線傳輸技術的發展，遠程醫療和身體狀態實時監控正成為現代醫療發展的主要趨勢，各種基于藍牙傳輸協議的多功能的電子聽診器紛紛被設計出來，投入到市場應用當中。但是藍牙傳輸技術也存在著通信距離短、復雜度高、功耗高、成本高等缺點。本文對傳統聽診器進行改造，引入基于ZigBee協議的無線電子通信技術，設計出一款可以對人體心音數據進行實時采集、處理和無線收發的電子聽診器，從而以較低的功耗擴大了聽診范圍，降低了醫生在聽診時被病人傳染的機率。
1 ZigBee協議的優勢
ZigBee是一種近距離、低復雜度、低數據速率、低成本的雙向無線通信技術，工作在2.4GHz ISM免費頻段，主要適合自動控制、傳感、監控和遠程控制等領域，同時也支持地理定位功能。ZigBee聯盟在制定ZigBee標準時，采用了IEEE 802.15.4作為其物理層和媒體接入層規范。在其基礎之上，ZigBee聯盟制定了數據鏈路層(DLL)、網絡層(NWK)和應用編程接口(API)規范。同藍牙技術相比較，ZigBee技術在功耗、傳輸距離和設備成本等方面均存在著明顯的優勢。ZigBee與藍牙傳輸協議各參數比較如表1所列。
2 系統整體設計思路
無線電子聽診器的結構框圖如圖1所示。采用麥克風來獲取人體心音信號，并轉換成模擬的電信號。經過放大和濾波處理后，信號送入到主控模塊進行A/D轉換，將模擬信號轉換成數字信號。主控模塊通過無線收發模塊將轉換完成的數字信號并發送出去。電源模塊則負責為各個模塊供電。接收端采用深圳無線龍通信科技有限公司設計的C51RF～CC2530-PK無線ZigBee網絡開發平臺。它通過USB同上位機相連，向上位機傳遞其接收到的數據，用于顯示和分析處理。系統分為軟件和硬件兩部分：硬件部分包括信號調理、數據采集處理、無線傳輸、無線收發和電源模塊；軟件部分包括Firmware中的軟件和上位機軟件。
3 系統各硬件模塊的實現
3.1 心音采集模塊
心音是在心動周期內，由于心機收縮和舒張、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。通常有效的人體心音信號頻率為0～600Hz，由于心音信號比較微弱，周圍環境干擾以及其他各種人為因素常常會帶來大量的干擾雜音，直接用麥克風采集心音效果并不好。為了更好地隔離雜音干擾，增強采集端心音強度，加入了心音聽診頭，如圖2所示。
采用MEMS麥克風對心音信號進行采集，同傳統的駐極性體麥克風相比，MEMS麥克風體積小、集成度高，且靈敏度為-42dB，同駐極體麥克風大致相當。
3.2 增益和濾波模塊
實驗發現麥克風采集到的心音信號幅值通常為30～60 mv，范圍小不便于觀察，需要對采集到的心音數據進行電壓提升和放大處理。另外，心音信號的有效頻率為0～600Hz，為了消除高頻信號的干擾，引入了截止頻率為600Hz的有源低通濾波器。由于信號放大和濾波單元均用到了運算放大器，為了減小電路占用面積，設計中分別采用一級運算放大器和一級有源濾波器。信號調理模塊電路圖如圖3所示。集成運放采用ADI公司生產的AD8607，它包含有2個獨立的低功耗、低噪聲CMOS運算放大器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。
經過電路調理后，可以在示波器上觀測到可識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公司生產的新一代2.4G無線收發芯片CC2530為核心，芯片集成了增強型8051內核，內部采用流水線結構，指令周期短。芯片具有256KB的Flash，低功耗設計使得芯片在收發狀態下的功耗都比較低，能夠保證長時間工作。6mm×6mm的封裝使芯片及外圍電路占用的空間大大減小，非常適合對結構要求緊湊的設計需求。芯片的工作電壓為2～3.6 V，最大發送電流(發送功率為1dBm時)為29mA。CC2530內部包含有12位的8通道分辨率可配置的A/D轉換器，設計中采用該轉換器對調理之后的心音信號進行A/D轉換，轉換速率為1.2ksps，采樣精度達到±4.6LSB。
3.4 電源模塊
為了保證聽診器的正常運行，設計了3種方式來供電。在使用JTAG接口對CC2530進行程序調試時，利用JTAG的3.3V電源引腳為電路供電。該供電方法的缺點是通過JTAG接口提供的電壓穩定性不高，紋波稍大，對心音信號有一定的干擾，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充電接口的設計思路，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6V，需要降壓才能夠為電路供電?？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。設計中采用可充電紐扣電池LIR2450，該電池的理論參數如表2所列。
3.6V的標稱電壓仍需要降壓才能夠為電路供電，因此引入了3.3V輸出的線性穩壓芯片ADP122來解決這一問題。ADP122擁有300mA的最大輸出電流，電壓輸出偏差為±1%，穩定性高，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，同時也為電路供電，在鋰電池電量充滿后MAX8808會自動停止充電。拔掉充電線后由鋰電池來供電。圖6為供電模塊電路圖。
4 電子聽診器實物及其運行狀況
通過電路制版、芯片焊接、封裝設計、電路編程調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麥克風單獨置于電路板的背面，電路板大小為37mm×22mm，最厚處為4.5mm，占用空間小，穩定性高。圖8為實測心音信號在上位機軟件上的顯示效果圖。
結語
本系統采用了集成化、緊湊性設計，功耗低，電路供電方式多樣化，能夠滿足測試和實際應用的要求。整個系統全部采用貼片元件，體積小、成本低，以較高的準確性實現了點對點通信，完成了心音信號的無線傳輸。
目前，對心音信號解析和識別方法的研究是當前的熱點，將頻譜分析和時頻聯合分析方法應用到心音特征的研究取得了豐碩的成果。因此，對心音信號時頻分析的研究應用將是下一步工作的重點。