低噪声多模电子听诊器设计

苑 韬，徐静波，张海英

(1.中国科学院微电子研究所 健康电子研发中心，北京 100029；2.中国科学院物联网研究发展中心，江苏 无锡 214135；3.中国科学院大学 微电子学院，北京 100049)

人体作为一个复杂非线性动力系统，各种脏器可能会产生多种声音信息，心音、肺音、肠鸣音等人体声音包含大量的生理信息、病理信息，具有重要的临床诊断价值。

传统听诊器需要使用人耳现场听取，易受环境影响，故难以准确检测人体中的微弱声音与短时特征，对使用者的经验要求比较高。与传统听诊器相比，电子听诊器利用高灵敏度声音传感器，能够准确检测、存储声音信号，可以反复听取和分析声音数据，且可以针对不同部位听诊采用不同工作模式。

心音信号的频率分布主要在20～400 Hz之间[1]，其中在多数情况下都可听到，响度最大，最重要的第一心音，第二心音的频率主要集中在20～100 Hz[2]，肺音信号的频率分布主要在50～3 000 Hz[3]，肠鸣音的信号频率主要分布在60～1 200 Hz[4].

本文设计了一款多模电子听诊器，根据人体心音、肺音、肠鸣音声音的频率分布，设计了3种相应的带通频率范围，实现多模工作方式。其信号增益达35 dB，信噪比达44 dB，噪声系数1.8 dB.

1 硬件设计与实现

1.1 电路整体设计

电子听诊器由电子听诊头、前置放大电路、数字信号处理芯片、滤波电路、后置放大电路、电源等几部分组成。由麦克风进行声音采集，信号经过前置放大电路放大，输入DSP后进行模数转换并进行噪音抑制，经过滤波后由差分方式经过后置放大电路输出。输出模式和音量放大倍数由开关调节。电子听诊器的工作原理如图1所示。

图1 硬件系统工作原理Fig.1 Operational principle of the hardware system

1.2 听诊头设计

听诊头内使用麦克风作为信号输入传感器，经研究，微机电系统(micro-electro-mechanical systems,MEMS)麦克风相比传统驻极体麦克风，具有耐高温、稳定性好、一致性高、输出阻抗低、抗冲击等优点。具体对比参数如表1所示。

表1 驻极体麦克风与MEMS麦克风对比[6]Table 1 Contrast between the MEMS microphone and the electret microphone

为满足电子听诊器多模工作要求，麦克风应该覆盖心音、肺音、肠鸣音的频率范围，且麦克风是主要的噪音源，其噪声性能对整体听诊效果至关重要。本文选择了频带响应为20 Hz～20 kHz，信噪比59 dB的MEMS麦克风作为电子听诊器的声音采集元件。将MEMS麦克风及其配套电路嵌入普通听诊头的外壳中，作为电子听诊器的听诊头部分。

1.3 输入/前置放大电路设计

麦克风采集到的声音信号，由前置放大电路放大后输入DSP，前置放大电路增益可调，增益调节共30档，工作时初始增益为12 dB，输入信号动态范围为10～100 mV.为降低直流干扰，在输入端串联隔直电容，滤除20 Hz以下的低频声音信号，差分输出电路如图2所示。

图2 差分输出级电路Fig.2 Circuit of differential output level

1.4 输出/后端放大电路设计

由于工作模式的不同，为了能够将带宽限定在对应模式所需频率内，并对其他频段的声音产生一定程度的屏蔽，所以在DSP片上搭载了数字低通滤波，可通过按钮改变上截止频率，从而根据不同的通频带将工作模式分为心音模式、肺音模式和肠鸣音模式，后端放大级电路如图3所示。

图3 后端放大级电路Fig.3 Circuit of back-end amplifier

声音信号进入后端放大电路，将两路差分输入放大后，经后级音频端口，传输至数据终端。其中R6，R7是上拉电阻，R12，R15与前级的R8，R9分别组成分压，其比值为放大倍数。C24，C25分别为滤波电容防止干扰。C30，C31为直接连接3.5 mm耳机口的输出级的钽电容，为了驱动耳机类型的小电阻负载，故应取较大电容值。C5为低通滤波电容，用于滤除电源杂音。

1.5 供电电路设计

听诊器工作电压为3.0 V.为了降低电路受到来自电源的噪声干扰，采用了电源纹波抑制比较高，低噪声低功耗的低压线性稳压器(low drop regulator,LDO)来为DSP，音频放大芯片和MEMS麦克风等元件供电。通过LDO的稳压效果可以稳定工作点。同时在各模块内加入多组容值相差100倍的滤波电容，既可以较好的滤除高频干扰和低频干扰，又可以抵消大电容带来的分布电感，较好的改善了信号的抗噪特性。

1.6 降噪设计

为了降低整体输出噪声，需要从降低输入噪声、降低信号传输与放大过程中的失真、减少电路自身产生的噪声等三方面入手。采用差分方式设计电路，有效抑制了共模干扰信号，提高了信噪比。其性能主要基于电路的共模抑制比，为了提高共模信噪比，必须要求达到两路输出回路电路布局的高度对称。两路输出从布线方向，周围过孔布置，器件布置，器件值等都保持了高度对称，较好的抑制了共模信号。

考虑到人体声音信号在传输过程中易受噪声干扰产生失真，互耦和大信号串扰也会影响输入信号，在电路PCB布线时，保证输入端电路与输出端电路、电源电路等大信号传输部分间保持足够距离分隔。

2 Labview声音录制程序

基于Labview环境，编写了声音采集管理平台软件，可用于采集、记录、存储、管理受测者的心音、肺音和肠鸣音数据。

测试者可以根据部位提示图，依次将听诊头置于受测者的对应部位，录制10 s左右的声音并显示初次信号处理后的波形，测试者可以通过观测波形判断本次录音是否准确，决定是否重测。录制完成后软件可以依据时间与受测者姓名分类储存其声音信息，以便后续诊断中调用与分析，软件工作原理图如图4所示。

图4 软件工作原理图Fig.4 Operational principle of the software system

3 实验结果

3.1 电路测试

对该听诊器的几项重要指标进行测试，主要包括输入输出阻抗与电压、采样率、信噪比和放大系数等。本文以实测心肺音与肠鸣音为样本，测试系统性能。

使用安捷伦33250A函数发生器作为信源测试该听诊器的噪声系数，可由下式得到噪声系数NF：

(1)

式中：Psi为输入信号功率；Pni为输入噪声功率；Pso为输出信号功率；Pno为输出噪声功率。

根据测试，输入信噪比与输出信噪比之比，信源静态噪声为1.3 mV，使用输入100 mV，100 Hz标准正弦信号时，可测得最大不失真输出为1.43 V，静态噪声33 mV，噪声系数为1.8 dB.

向听诊器输入稳压正弦信号，电压10 mV，测试输入信号的频率不同时的输出电压，可得到不同工作模式的通频带宽，具体通带如图5所示。

图5 各个模式通频带带宽Fig.5 Widths of transmission bands in every mode

本听诊器对比多个其他公司生产的电子听诊器产品，具有明显的优势，其信号增益高、信噪比高、对微弱信号的辨识和准确度更好的特点。经测试，本听诊器信噪比为44 dB，类比国内与国外同期产品，Hanbyul Meditech公司的SP-S2型听诊器信噪比为41.92 dB，Contec CMS-VE的心音精度为2%，信噪比为33.97 dB[7].同时本听诊器具有多种工作模式，可对应不同的测试部位。其具体参数如表2所示。

表2 电子听诊器各项参数Table 2 Figures of the stethoscope

3.2 人体声音测试

若要对脏器进行准确的临床诊断，需要听取多个位置的声音综合判断，例如心音的听诊区分为左右心室听诊区，左右心房听诊区，主动脉瓣区和肺动脉瓣区等位置，不同的位置第一、第二心音强度也不同。故将所需听诊的心音部位分为二尖瓣听诊区M，主动脉听诊区A1，A2，肺动脉听诊区P，三尖瓣区T，可以全面的听到心脏可能产生的各种杂音。同样的，肺音选取了躯干前后共8个部位，肠音选取人右下腹部位进行录制。

让受测者取坐位，测试者手持听诊头测试其心脏各个听诊区的心音，听取了多位受测者的心脏音，对于辨识其第一、第二心音及分辨出杂音的存在效果较好。

使用该听诊器在于某军区测试并获得了若干健康心音实例。如图6所示，从所得心音库中抽取一例进行谱变换与示波，可见其S1，S2心音清晰可见，S1振幅大于S2，无S3，S4心音，S1振幅大于噪声振幅30倍以上，其声音能量分布主要在20～150 Hz之间，在其他频域能量很小，符合心音的分布状况，可较好的反应测试者的心脏状态。

图6 一例健康受测者心音波形：(a)时域；(b)频域；(c)功率谱Fig.6 A healthy heart sound

从测试肺音中抽取一例进行示波与谱变换，如图7所示，其波形较好的反映了在8 s内的肺部运动，在0～1.5 s，3.9～5.9 s内共有2个呼气相，在1.6～3.6 s，6～8 s内共有2个吸气相。其频率和能量分布主要在100～500 Hz之间。

随机从测试肠鸣音中抽取一例进行示波与谱变换，如图8所示，在录制的30 s内，肠道活动产生的声音其频率和能量分布主要在50～450 Hz.肠鸣音分为正常音，金属音和高调音。金属音和高调音2种肠鸣音频率分布在500～1 000 Hz，常见于肠梗阻患者等病人。于该例中可观测到受测者不存在金属音和高调音，500 Hz以上基本无能量分布。

图7 一例实测肺音波形：(a)时域；(b)频域；(c)功率谱Fig.7 A lung sound

图8 一例实测肠鸣音波形：(a)时域；(b)频域；(c)功率谱Fig.8 A bowel sound

如图9所示，从采集的患有心肌缺血的患者中取一例时域波形，可见其相较图7中的健康心音，其第一、第二心音振幅不够显著，且没有明显的振幅差别，互相难以区分。同时存在诸多疑似第三、第四心音的杂音，故该听诊器录制的心音对于判断出患者可能存在的病症有重要的辅助诊断作用。

图9 一例患病受测者心音波形的时域波形图Fig.9 Time-domain, frequency-domain and the power spectrum of an illness heart sound

4 结束语

本文中设计了一款低噪声多模电子听诊器，用于客观化的采集心肺音与肠鸣音，对声音进行初步信号处理后转换为可视化图像用与诊断，并将其储存以便日后调用。传统听诊方式中，判断声音特征对测试者的经验要求较高，具有强烈的主观性，且一些振幅较小的声音可能难以听见，同时当场采集的声音无法储存，无法重复调用与诊断。使用该电子听诊器能够准确检测、记录、存储、分析人体心音、肺音、肠鸣音等声音数据，为临床诊断提供了客观化辅助参考依据。

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