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1、(10)申请公布号 CN 103120592 A (43)申请公布日 2013.05.29 CN 103120592 A *CN103120592A* (21)申请号 201210496283.4 (22)申请日 2012.11.29 A61B 7/04(2006.01) (71)申请人 中国人民解放军第四军医大学 地址 710032 陕西省西安新城区长乐西路 169 号 (72)发明人 焦腾 安强 汤池 王华 张杨 于霄 薛惠君 吕昊 王健琪 (54) 发明名称 一种心音电子听诊与智能健康分析系统 (57) 摘要 本发明公开了一种心音电子听诊与智能健康 分析系统， 包括心音传感器、 信号调理。
2、电路、 微控 制器 LPC2387 ； 所述信号调理电路包括电平升压 模块、 高通滤波、 前置放大模块、 50Hz 陷波器和主 放大模块 ； 微控制器 LPC2387 在数据的采集时， 采 用 2K 采样频率对模拟信号进行采样， 采样点数取 1000 点， 并对信号进行时频域加窗傅里叶分析。 可视心音电子听诊系统是一种用来替代传统听诊 器的装置， 它具有准确性高、 波形实时显示、 可听 诊心音、 简单易用、 成本低、 体积小等优点。 波形实 时显示的功能可以帮助医生克服人耳听力敏感局 限和听诊者主观经验的影响， 使医生在听诊的同 时可以观察到信号的波形， 取得一些无法被传统 听诊器捕获的病理信。
3、息， 提高诊断的准确性。 (51)Int.Cl. 权利要求书 1 页 说明书 6 页 附图 7 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书1页 说明书6页 附图7页 (10)申请公布号 CN 103120592 A CN 103120592 A *CN103120592A* 1/1 页 2 1. 一种心音电子听诊与智能健康分析系统， 其特征在于， 包括心音传感器、 信号调理 电路、 微控制器 LPC2387 ； 所述信号调理电路包括电平升压模块、 高通滤波、 前置放大模块、 50Hz 陷波器和主放大模块 ； 微控制器 LPC2387 在数据的采集时， 采用 2K。
4、 采样频率对模拟信 号进行采样， 采样点数取 1000 点， 并对信号进行时频域加窗傅里叶分析 ： 信号 h(t) 的加窗 傅里叶变换也就 S 变换， 定义为带有特殊母小波的连续小波变换 ： 其中 H(f) 为 h(t) 的傅里叶变换 ； S(， f) 为连续函数 h(t) 的正变换， f 为频率 ； 为时窗函数中心点。S 变换采用宽 度可变的高斯窗函数， 其时窗宽度随频率 f 成反比变化， 通过窗宽的调整， 在低频段和高频 段均可获得很高的时间分辨率 ； 微控制器 LPC2387 根据预存储的心音信号的波形特征， 对经过时频域加窗傅里叶分析 后的信号进行分类， 对健康状况进行分析。 2. 根。
5、据权利要求 1 所述的心音电子听诊与智能健康分析系统， 其特征在于， 所述心音 传感器选用北京航天医学工程研究所生产的 JXH-5 型有源心音脉搏传感器， 该传感器的频 率响应范围为 0.05Hz 1500Hz。 权 利 要 求 书 CN 103120592 A 2 1/6 页 3 一种心音电子听诊与智能健康分析系统 技术领域 0001 本发明涉及医疗器械技术领域， 尤其涉及的是一种电子听诊与智能健康分析系 统。 背景技术 0002 近年来， 随着人们物质生活水平的提高， 心血管疾病的发病率在我国呈不断上升 趋势。有医学资料表明， 单纯冠心病发病率在我国男性增加了 26， 女性增加了 19， 。
6、并且 年龄年轻化。心血管疾病已经对国民健康构成了极大的威胁， 其死亡率已上升为各类疾病 之首。在发达国家中， 心血管疾病也是各种死亡原因之最。因此对心血管疾病的早期预防 和诊断显得极为重要。而心脏听诊作为心血管疾病的重要早期辅助检测手段， 对心血管疾 病的早期发现和及时治疗具有重要的意义。 0003 心音是在心动周期中， 由于心肌的收缩和舒张， 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， 然后通过周围组织的传导至胸壁， 将耳紧贴胸壁或将听诊器放 在胸壁一定部位听到的声音。心音信号作为人体最重要的生理信号之一， 含有关于心脏各 部分如心房、 心室、 大血管、 心血管及各个瓣膜功能。
7、状态的大量生理病理信息， 它能够反映 心脏活动及血液流动的状况， 是临床上评估心脏功能状态的最基本的参数， 是心脏及大血 管机械运动状况的直接反应。当心血管疾病尚未发展到足以产生临床及病理变化 ( 如 ECG 变化 ) 之前， 心音中出现的杂音和畸变就是重要的诊断信息。更值得一提的是， 作为心血管 疾病无创性检测的重要方法， 心音在心血管疾病中具有重要临床应用价值， 有着心电图、 超 声心电图不可取代的优势。 发明内容 0004 本发明所要解决的技术问题是针对现有技术的不足提供一种心音电子听诊与智 能 健康分析系统。 0005 本发明的技术方案如下 ： 0006 一种心音电子听诊与智能健康分析。
8、系统， 包括心音传感器、 信号调理电路、 微控制 器 LPC2387 ； 所述信号调理电路包括电平升压模块、 高通滤波、 前置放大模块、 50Hz 陷波器 和主放大模块 ； 微控制器LPC2387在数据的采集时， 采用2K采样频率对模拟信号进行采样， 采样点数取1000点， 并对信号进行时频域加窗傅里叶分析 ： 信号h(t)的加窗傅里叶变换也 就 S 变换， 可定义为带有特殊母小波的连续小波变换 ： 0007 0008 0009 其中 H(f) 为 h(t) 的傅里叶变换 ； 0010 S(， f) 为连续函数 h(t) 的正变换， f 为频率 ； 为时窗函数中心点。S 变换采 说 明 书 C。
9、N 103120592 A 3 2/6 页 4 用宽度可变的高斯窗函数， 其时窗宽度随频率 f 成反比变化， 通过窗宽的调整， 在低频段和 高频段均可获得很高的时间分辨率 ； 0011 微控制器 LPC2387 根据预存储的心音信号的波形特征， 对经过时频域加窗傅里叶 分析后的信号进行分类， 对健康状况进行分析。 0012 所述的心音电子听诊与智能健康分析系统， 所述心音传感器选用北京航天医学 工程研究所生产的 JXH-5 型有源心音脉搏传感器， 该传感器的频率响应范围为 0.05Hz 1500Hz。 0013 可视心音电子听诊系统是一种用来替代传统听诊器的装置， 它具有准确性高、 波 形实时。
10、显示、 可听诊心音、 简单易用、 成本低、 体积小等优点。 波形实时显示的功能可以帮助 医生克服人耳听力敏感局限和听诊者主观经验的影响， 使医生在听诊的同时可以观察到信 号的波形， 取得一些无法被传统听诊器捕获的病理信息， 提高诊断的准确性。 附图说明 0014 图 1 为本发明可视心音电子听诊系统的原理框图 ； 0015 图 2 为本发明所用微处理器的流程图 ； 0016 图 3 为主动脉瓣狭窄 ( 早期 ) 时域波形图 ； 0017 图 4 为主动脉瓣狭窄 ( 晚期 ) 时域波形图 ； 0018 图 5 为室中隔缺损时域波形图 ； 0019 图 6 为正常心音时域波形图 ； 0020 图 。
11、7 为电平抬升电路原理图 ； 0021 图 8 为前置放大电路原理图 ； 0022 图 9 为高通滤波电路原理图 ； 0023 图 10 为心音后级放大电路电路原理图 ； 0024 图 11 为 50Hz 工频陷波电路原理图 ； 0025 图 12 为音量控制电路原理图 ； 0026 图 13 为功放电路原理图。 具体实施方式 0027 以下结合具体实施例， 对本发明进行详细说明。 0028 参考图 1， 整个系统包括心音传感器、 信号调理电路、 微控制器 LPC2387、 液晶显示 模块、 功率放大模块、 SD 卡读写模块、 USB 通信模块和电源模块 ； 信号调理电路包括电平升 压模块、 。
12、高通滤波、 前置放大模块、 50Hz 陷波器和主放大模块 ； 0029 心音由心脏经过许多中间介质， 如心肌、 肺脏和胸壁的肌肉、 脂肪和骨骼等传至胸 壁， 这些中间介质的密度、 弹性和频率等不同， 声波传导速度的快慢， 反射的大小不一， 心 音传感器探头放置于胸壁， 把复杂的心音和心杂音转换成电信号， 根据国内外的理论研究 和实践表明， 通常心音的频率范围在 10Hz 1000Hz 之间， 心音传感器选用北京航天医学 工程研究所生产的 JXH-5 型有源心音脉搏传感器， 该传感器的频率响应范围为 0.05Hz 1500Hz， 获得原始信号 ； 0030 因微控制器 LPC2387 内部集成的。
13、 AD 转换模块的输入模拟电压范围为 0V 3V， 所 说 明 书 CN 103120592 A 4 3/6 页 5 以 在信号调理电路中要增加直流电平升压电路， 将人体获得的微弱心电信号变成没有负 值的、 干扰和噪声较小的、 放大在 LPC2387 采集范围之内的模拟信号， 然后送入内置 A/D 转 换的微控制器 LPC2387 中， 以 LPC2387 微控制器作为核心器件， 实现对系统工作流程的控 制， 既能满足速度要求又成本简单， 体积小巧， 便于携带。 0031 转换后的心音幅值在 30-60mV 范围内， 幅值较小， 所以经过放大电路， 把信号幅值 放大到 3V 范围内， 以满足 。
14、LPC2387 微控制器内部集成的 AD 转换模块的输入模拟电压范围 0V 3V， 为此设置了心音前置放大电路和主放大电路。心音信号频率在 20-600Hz 范围内， 主要集中在 20-150Hz， 因其频率主要集中在低频段范围内， 且信号的源阻抗较高， 所以容易 受外界信号干扰， 特别是市电 50Hz 工频干扰对信号影响较大， 甚至会湮没原始信号， 所以 本系统设计了一个 50Hz 双 T 网络工频滤波器， 达到很好的陷波效果。 0032 前置放大电路主要把微弱的心音信号进行初级放大 ； 主放大电路主要把信号放大 到 0-3.3V 幅度范围， 信号从主放大模块出来分两路， 一路送入微控制器 。
15、LPC2387 进行 AD 转 换， 将模拟信号转换为数字信号， 经过处理再送入液晶模块进行波形显示， 同时将信号送 SD 卡存储， 此时也可通过 USB 与上位机进行通信 ； 另一路送入功率放大模块， 然后去驱动耳机 或音响。该系统采用单电源供电方式， 其中模拟信号处理电路为 +5V 供电， 单片机电路为 +3.3V 供电、 心音换能器是用单独的 +5v 供电。LPC2387 作为主处理器， 用于整体控制， 算法 的实现。 0033 微控制器LPC2387流程图如图2， 在数据的采集时， 采用2K采样频率对模拟信号进 行采样， 采样点数取 1000 点。并对信号进行时频域加窗傅里叶分析， 时。
16、频域加窗傅里叶分 析是一种加窗傅里叶变换方法， 是对以 Morlet 小波为基本小波的连续傅里叶变换思想的 扩展、 吸收和发展了连续小波变换和短时傅里叶变换的思想， 并借助尺度可变的移动高斯 窗使其具有良好的时频分辨率特性， 适用于非线性、 非平稳信号的分析。信号 h(t) 的加窗 傅里叶变换也就 S 变换， 可定义为带有特殊母小波的连续小波变换 ( 公式 1、 2) ： 0034 0035 0036 其中 H(f) 为 h(t) 的傅里叶变换。 0037 S(， f) 为连续函数 h(t) 的正变换， f 为频率 ； 为时窗函数中心点。S 变换采 用宽度可变的高斯窗函数， 其时窗宽度随频率 。
17、f 成反比变化， 通过窗宽的调整， 在低频段和 高频段均可获得很高的时间分辨率。 0038 根据图3-图6中常见的心音信号的波形特征， 对经过时频域加窗傅里叶分析后的 信号进行分类， 对健康状况进行分析。 0039 图 3 为主动脉瓣狭窄 ( 早期 ) 时域波形图 ； 图 4 为主动脉瓣狭窄 ( 晚期 ) 时域波 形图 ； 图 5 为室中隔缺损时域波形图 ； 图 6 为正常心音时域波形图。横坐标为采样点数， 纵 坐标为幅值。 0040 为了使电路简洁和减少所需的电子元件， 以及可灵活方便的调节高、 低通滤波器 的截止频率， 从而使电路可方便的进行调节和维护等， 所以系统利用软件滤波。 根据心音。
18、信 号的频谱特征和系统主要研究对象是心音信号中的第一心音 S1 和第二心音 S2， 滤波的通 说 明 书 CN 103120592 A 5 4/6 页 6 带范围为 4Hz 800Hz。为了使采集到的心音信号中的各频率成分不失真， 保持较好的线 性， 要求高、 低通通滤波器的幅频特性曲线在通带内比较平坦， 所以我们利用 MATLAB 软件 设计滤波器参数， 并以 C 语言实现了 33 阶的 FIR 窗函数高、 低通软件滤波。最后将滤波后 的心音数据通过 LCD12864 实时波形显示。 0041 实施例 2 心音数据采集硬件电路的设计 0042 2.1 心音信号模拟处理电路的设计 0043 根。
19、据电路设计低功耗和小型化的具体设计要求， 所有的运放模块都使用单电源供 电， 因此要设计电平抬升电路。 而且由于软件滤波能达到硬件滤波一样的效果， 所以省去高 低通硬件滤波模块， 将之用软件编程实现。心音信号的幅值约为 10mV 左右， 而 LPC2387 微 控制器数模转换通道的输入电压为 0-3V， 所以模拟部分放大倍数应为 100 倍， 再考虑到前 级放大的放大倍数直接影响到 CMRR， 第一级放大倍数不能太大， 故用两级放大电路串联在 一起组成模拟放大部分， 每级放大倍数均为 10。并且用双 T 网络 50Hz 陷波去工频干扰， Q 值可调， 达到很好滤波效果。 0044 2.1.1 。
20、电平抬升电路 0045 由于采集到的心音信号是随机信号， 故就其值而言有负有正， 为了便于后续微控 制器的模数转换， 我们将之全部转换为正电压信号， 这时就用到了电平抬升电路。由电极 和传感器获取的心电心音信号在经过前置放大和滤波之后， 其信号电压范围约是 -1.0V 1.0V， 由于输出有负值， 所以用反相放大电路来做一个线性调整， 实现电平抬升， 将输出电 压调整至 1.5V 3.5V， 抬高了 2.5V。然后经过后置放大把信号送人 A/D 转换器， 为下一步 的模数转换做准备。电平抬升电路如图 7 所示 ； 0046 其原理是在运放的正向输入端加一固定的电压， 这样运放输出端的电压变化都。
21、是 以这一电压为基准点波动， 只要它设置的合适， 就能将心音信号全部转化在正电压范围内， 有利于电路的后续的处理分析。 0047 2.1.2 心音前置放大电路 0048 从心音传感器输出的是非常微弱的交流小信号， 根据心音信号的特点， 前置级应 该满足下述要求 ： 0049 (1)高输入阻抗。 被提取的心音信号是不稳定的高内阻源的微弱信号， 为了减少信 号源内阻的影响， 必须提高放大器输入阻抗。 0050 (2) 高共模抑制比 CMRR。人体所携带的工频干扰以及所测量的参数以外的生理作 用的干扰， 一般为共模干扰， 前置级须采用 KCMR 高的差动放大形式， 能减少共模干扰向差 模干扰转化。 。
22、0051 (3)低噪声、 低漂移。 主要作用是对信号源的影响小， 拾取信号的能力强， 以及能够 使输出稳定。 0052 对于心音信号检测， 人体是心音信号的信号源， 人体内阻、 监测电极与皮肤接触电 阻等为信号源内阻， 其值较大， 一般为几十千欧， 故要求放大器有很高的输入阻抗。人体相 当于一个导体， 接收空间电磁场的各种干扰信号， 这些干扰信号相当于共模信号， 因此， 心 电放大器要求较高的共模抑制比。在本设计中， 选择一款低噪声 (19nV/Hz)、 低功耗 ( 每 个通道 35uA)、 高输入阻抗的 LM324 运放器， 且该运放器具有高达 80dB 的共模抑制比和 1.3MHz的频带宽。
23、度， 可供单电源使用， 非常适用于微弱信号的放大电路中。 前置放大电路如 说 明 书 CN 103120592 A 6 5/6 页 7 图 8 所示， 最左端为传感器的电信号输出端， 运放输出端为心音信号通过前置放大电路后， 输入后面电路的信号。 在电路设计中， 若前置级增益过大， 则电路的直流稳定性将会受到影 响， 加之考虑到心音信号非常微弱， 所转换成的电信号也是非常微弱的。 所以在有效获取心 音信号且又不影响直流稳定性的情况下， 增益选择为约 10 倍。电容 C1 有两个作用 ： 作为隔 直电容， 使电容两端直流电压不会相互干扰， 二作为耦合电容， 交流小信号可以通过电容传 送给后面的运。
24、算放大器， 进行电压放大。 0053 2.1.3 滤波电路 0054 电路的输出信号包含有低频分量信号和高频分量信号。它并不是纯粹的心音信 号， 其中夹杂着不少的工频干扰信号， 这些干扰有 ： 心音传感器和皮肤的摩擦音、 人体呼吸 噪音或其他活动产生的干扰音、 记录仪器所产生的干扰信号和前置放大器的失调漂移等。 这些干扰信号不仅会导致心音信号被淹没， 也不利于后续电路的处理。由于心音信号的频 率范围为 20 600Hz， 我们将用软件算法实现。在这儿， 设计一阶高通滤波器， 去除前级放 大电路产生的直流漂移， 以达到最好的滤波效果。滤波电路如图 9 所示。 0055 2.1.4 心音后级放大电。
25、路 0056 心音信号的幅值范围为 10mV 左右， 而 A/D 转换器的输入范围为 3V， 所以整个模拟 信号处理电路应有近百倍的增益。其中前置放大电路对心电信号己经放大了 10 倍， 主放电 路通过设置放大倍数为 10 来达到整个电路放大倍数的要求。主放大器仍然采用低功耗低 噪声的运算放大器 LM324， 心音后级放大电路电路图如图 10 所示。 0057 2.15 50Hz 陷波电路 0058 生物电信号尤其是心音信号， 因其频率主要集中在低频段范围内， 且信号的源阻 抗较高， 所以容易受外界信号干扰， 特别是市电 50Hz 工频干扰。 0059 虽然前置放大电路对共模干扰具有较强的抑制。
26、作用， 但部分工频干扰是以差模信 号方式进入电路的， 且频率处于心电信号的频带之内， 加上电极和输入回路不稳定等因素， 经过前面的前置放大， 低、 高通滤波和主放后， 输出仍然存在较强的工频干扰， 所以必须专 门滤除。我们采用 “双 T 带阻滤波” 电路来滤除工频干扰饵。在设计中采用等容值的双电 容并联来代替普通的单电容， 使其在容值上更加匹配。50Hz 工频陷波电路如图 11 所示， 放 大器采用低功耗低噪声的运算放大器 LM324。 0060 但这类陷波器要求电路对称性要好， 同时对选用电子元器件的精度要求也比较严 格， 否则直接影响陷波频率， 因而给电路的实现带来了困难。在本系统设计中，。
27、 采用改进的 双 T 阻容有源陷波器， 该滤波器的品质因数 Q 越高， 带宽越窄， 则滤波器的抑制选择性就越 好。 0061 2.1.6 音量控制电路 0062 M62429是一个只需2根串行数据线控制的双通道电子音量调节IC， 只需很少外围 元器件就能组建一个音量控制电路。M62429 的 4 脚 (DATA) 连至 LPC2387 的 P0.26， M62429 的 5 脚 (CLOCK) 连到 P0.25 脚。由这两个引脚 (P0.26、 P0.25) 作为模拟串口与 M62429 通 信， 控制音量的数据便由这个模拟串口发出。音量控制电路如图 12 所示 ； 0063 2.1.7 功率。
28、放大电路 0064 可视电子听诊系统其中一个最重要的功能就是实现对心音的听诊， 帮助医生诊断 病情。然而心音信号经过再放大模块后， 电压幅值己经达到 LCD12864 液晶显示的要求， 但 说 明 书 CN 103120592 A 7 6/6 页 8 它尚不能驱动耳机发声。必须对信号进行功率放大， 才能实现听诊功能。在这里我们使用 成都华微电子系统有限公司生产的 HWD4861 音频功率放大器来构成集成功放电路， 功放电 路如图 13 所示 ； 0065 应当理解的是， 对本领域普通技术人员来说， 可以根据上述说明加以改进或变换， 而所有这些改进和变换都应属于本发明所附权利要求的保护范围。 说。
29、 明 书 CN 103120592 A 8 1/7 页 9 图 1 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 9 2/7 页 10 图 2 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 10 3/7 页 11 图 3 图 4 图 5 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 11 4/7 页 12 图 6 图 7 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 12 5/7 页 13 图 8 图 9 图 10 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 13 6/7 页 14 图 11 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 14 7/7 页 15 图 12 图 13 说 明 书 附 图 CN 103120592 A 15 。