摘要：设计一种基于ZigBee无线传输技术的实用电子听诊器，能够采集和处理人体心音数据，并将处理后的数据通过无线传输方式发送出去，接收端通过USB通信接口将数据传输到上位机进行实时显示。该设计运用MEMS麦克风采集心音信号，前置放大和滤波端提供信号放大和滤波等调理功能。无线传输模块采用TI公司的集成无线收发芯片CC2530。

引言

听诊器是医生进行疾病诊断必不可少的工具，它能够获取心脏瓣膜震动的声音数据，是医生进行初步诊断的得力助手，在临床医疗中发挥着重要的作用。但是，传统的听诊器存在着信息量少、干扰大、听诊范围小等缺点，医生在对病人听诊时也面临着被传染的风险。随着电子技术和无线传输技术的发展，远程医疗和身体状态实时监控正成为现代医疗发展的主要趋势，各种基于蓝牙传输协议的多功能的电子听诊器纷纷被设计出来，投入到市场应用当中。但是蓝牙传输技术也存在着通信距离短、复杂度高、功耗高、成本高等缺点。本文对传统听诊器进行改造，引入基于ZigBee协议的无线电子通信技术，设计出一款可以对人体心音数据进行实时采集、处理和无线收发的电子听诊器，从而以较低的功耗扩大了听诊范围，降低了医生在听诊时被病人传染的机率。

1 ZigBee协议的优势

ZigBee是一种近距离、低复杂度、低数据速率、低成本的双向无线通信技术，工作在2.4GHz ISM免费频段，主要适合自动控制、传感、监控和远程控制等领域，同时也支持地理定位功能。ZigBee联盟在制定ZigBee标准时，采用了IEEE 802.15.4作为其物理层和媒体接入层规范。在其基础之上，ZigBee联盟制定了数据链路层(DLL)、网络层(NWK)和应用编程接口(API)规范。同蓝牙技术相比较，ZigBee技术在功耗、传输距离和设备成本等方面均存在着明显的优势。ZigBee与蓝牙传输协议各参数比较如表1所列。

2 系统整体设计思路

无线电子听诊器的结构框图如图1所示。采用麦克风来获取人体心音信号，并转换成模拟的电信号。经过放大和滤波处理后，信号送入到主控模块进行A/D转换，将模拟信号转换成数字信号。主控模块通过无线收发模块将转换完成的数字信号并发送出去。电源模块则负责为各个模块供电。接收端采用深圳无线龙通信科技有限公司设计的C51RF～CC2530-PK无线ZigBee网络开发平台。它通过USB同上位机相连，向上位机传递其接收到的数据，用于显示和分析处理。系统分为软件和硬件两部分：硬件部分包括信号调理、数据采集处理、无线传输、无线收发和电源模块；软件部分包括Firmware中的软件和上位机软件。

3 系统各硬件模块的实现

3.1 心音采集模块

心音是在心动周期内，由于心机收缩和舒张、瓣膜启闭、血流冲击心室壁和大动脉等因素引起的机械振动。通常有效的人体心音信号频率为0～600Hz，由于心音信号比较微弱，周围环境干扰以及其他各种人为因素常常会带来大量的干扰杂音，直接用麦克风采集心音效果并不好。为了更好地隔离杂音干扰，增强采集端心音强度，加入了心音听诊头，如图2所示。

采用MEMS麦克风对心音信号进行采集，同传统的驻极性体麦克风相比，MEMS麦克风体积小、集成度高，且灵敏度为-42dB，同驻极体麦克风大致相当。

3.2 增益和滤波模块

实验发现麦克风采集到的心音信号幅值通常为30～60 mv，范围小不便于观察，需要对采集到的心音数据进行电压提升和放大处理。另外，心音信号的有效频率为0～600Hz，为了消除高频信号的干扰，引入了截止频率为600Hz的有源低通滤波器。由于信号放大和滤波单元均用到了运算放大器，为了减小电路占用面积，设计中分别采用一级运算放大器和一级有源滤波器。信号调理模块电路图如图3所示。集成运放采用ADI公司生产的AD8607，它包含有2个独立的低功耗、低噪声CMOS运算放大器AD8603，供电电压为1.8～6 V，工作电流不超过50μA，最大输入偏置电流为1pA。

经过电路调理后，可以在示波器上观测到可识别性较高的心音波形，如图4所示。

3.3 无线传输模块

图5为无线传输模块电路图。无线传输模块由TI公司生产的新一代2.4G无线收发芯片CC2530为核心，芯片集成了增强型8051内核，内部采用流水线结构，指令周期短。芯片具有256KB的Flash，低功耗设计使得芯片在收发状态下的功耗都比较低，能够保证长时间工作。6mm×6mm的封装使芯片及外围电路占用的空间大大减小，非常适合对结构要求紧凑的设计需求。芯片的工作电压为2～3.6 V，最大发送电流(发送功率为1dBm时)为29mA。CC2530内部包含有12位的8通道分辨率可配置的A/D转换器，设计中采用该转换器对调理之后的心音信号进行A/D转换，转换速率为1.2ksps，采样精度达到±4.6LSB。

3.4 电源模块

为了保证听诊器的正常运行，设计了3种方式来供电。在使用JTAG接口对CC2530进行程序调试时，利用JTAG的3.3V电源引脚为电路供电。该供电方法的缺点是通过JTAG接口提供的电压稳定性不高，纹波稍大，对心音信号有一定的干扰，而且电路工作范围受到引线的限制。另一种方法参考了诺基亚手机充电接口的设计思路，通过USB充电线为电路供电。诺基亚充电线的空载输出电压为6V，需要降压才能够为电路供电。考虑到采用这种供电方式电路依然不能摆脱引线的束缚，使用体积小、容量大的充电电池是一种比较理想的选择。设计中采用可充电纽扣电池LIR2450，该电池的理论参数如表2所列。

3.6V的标称电压仍需要降压才能够为电路供电，因此引入了3.3V输出的线性稳压芯片ADP122来解决这一问题。ADP122拥有300mA的最大输出电流，电压输出偏差为±1%，稳定性高，给电路带来的干扰小。综上考虑，决定采用诺基亚USB充电线通过USB电池充电管理芯片MAX8808为锂电池充电，同时也为电路供电，在锂电池电量充满后MAX8808会自动停止充电。拔掉充电线后由锂电池来供电。图6为供电模块电路图。

4 电子听诊器实物及其运行状况

通过电路制版、芯片焊接、封装设计、电路编程调试等流程完成了无线电子听诊器模块的制作工作，电路板如图7所示。MEMS麦克风单独置于电路板的背面，电路板大小为37mm×22mm，最厚处为4.5mm，占用空间小，稳定性高。图8为实测心音信号在上位机软件上的显示效果图。

结语

本系统采用了集成化、紧凑性设计，功耗低，电路供电方式多样化，能够满足测试和实际应用的要求。整个系统全部采用贴片元件，体积小、成本低，以较高的准确性实现了点对点通信，完成了心音信号的无线传输。

目前，对心音信号解析和识别方法的研究是当前的热点，将频谱分析和时频联合分析方法应用到心音特征的研究取得了丰硕的成果。因此，对心音信号时频分析的研究应用将是下一步工作的重点。