摘要：設(shè)計一種基于ZigBee無線傳輸技術(shù)的實用電子聽診器，能夠采集和處理人體心音數(shù)據(jù)，并將處理后的數(shù)據(jù)通過無線傳輸方式發(fā)送出去，接收端通過USB通信接口將數(shù)據(jù)傳輸?shù)缴衔粰C進行實時顯示。該設(shè)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(diào)理功能。無線傳輸模塊采用TI公司的集成無線收發(fā)芯片CC2530。
關(guān)鍵詞：無線傳輸；ZigBee；CC2530；電子聽診器

引言
    聽診器是醫(yī)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(shù)據(jù)，是醫(yī)生進行初步診斷的得力助手，在臨床醫(yī)療中發(fā)揮著重要的作用。但是，傳統(tǒng)的聽診器存在著信息量少、干擾大、聽診范圍小等缺點，醫(yī)生在對病人聽診時也面臨著被傳染的風險。隨著電子技術(shù)和無線傳輸技術(shù)的發(fā)展，遠程醫(yī)療和身體狀態(tài)實時監(jiān)控正成為現(xiàn)代醫(yī)療發(fā)展的主要趨勢，各種基于藍牙傳輸協(xié)議的多功能的電子聽診器紛紛被設(shè)計出來，投入到市場應(yīng)用當中。但是藍牙傳輸技術(shù)也存在著通信距離短、復(fù)雜度高、功耗高、成本高等缺點。本文對傳統(tǒng)聽診器進行改造，引入基于ZigBee協(xié)議的無線電子通信技術(shù)，設(shè)計出一款可以對人體心音數(shù)據(jù)進行實時采集、處理和無線收發(fā)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(yī)生在聽診時被病人傳染的機率。

1 ZigBee協(xié)議的優(yōu)勢
    ZigBee是一種近距離、低復(fù)雜度、低數(shù)據(jù)速率、低成本的雙向無線通信技術(shù)，工作在2．4 GHz ISM免費頻段，主要適合自動控制、傳感、監(jiān)控和遠程控制等領(lǐng)域，同時也支持地理定位功能。ZigBee聯(lián)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(guī)范。在其基礎(chǔ)之上，ZigBee聯(lián)盟制定了數(shù)據(jù)鏈路層(DLL)、網(wǎng)絡(luò)層(NWK)和應(yīng)用編程接口(API)規(guī)范。同藍牙技術(shù)相比較，ZigBee技術(shù)在功耗、傳輸距離和設(shè)備成本等方面均存在著明顯的優(yōu)勢。ZigBee與藍牙傳輸協(xié)議各參數(shù)比較如表1所列。

2 系統(tǒng)整體設(shè)計思路
    無線電子聽診器的結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。采用麥克風來獲取人體心音信號，并轉(zhuǎn)換成模擬的電信號。經(jīng)過放大和濾波處理后，信號送入到主控模塊進行A／D轉(zhuǎn)換，將模擬信號轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號。主控模塊通過無線收發(fā)模塊將轉(zhuǎn)換完成的數(shù)字信號并發(fā)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(shè)計的C51RF～CC2530-PK無線ZigBee網(wǎng)絡(luò)開發(fā)平臺。它通過USB同上位機相連，向上位機傳遞其接收到的數(shù)據(jù)，用于顯示和分析處理。系統(tǒng)分為軟件和硬件兩部分：硬件部分包括信號調(diào)理、數(shù)據(jù)采集處理、無線傳輸、無線收發(fā)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(tǒng)各硬件模塊的實現(xiàn)
3．1 心音采集模塊
    心音是在心動周期內(nèi)，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0～600 Hz，由于心音信號比較微弱，周圍環(huán)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(tǒng)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-42 dB，同駐極體麥克風大致相當。
3．2 增益和濾波模塊
   實驗發(fā)現(xiàn)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(shù)據(jù)進行電壓提升和放大處理。另外，心音信號的有效頻率為0～600 Hz，為了消除高頻信號的干擾，引入了截止頻率為600 Hz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(shè)計中分別采用一級運算放大器和一級有源濾波器。信號調(diào)理模塊電路圖如圖3所示。集成運放采用ADI公司生產(chǎn)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(jīng)過電路調(diào)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(chǎn)的新一代2．4 G無線收發(fā)芯片CC2530為核心，芯片集成了增強型8051內(nèi)核，內(nèi)部采用流水線結(jié)構(gòu)，指令周期短。芯片具有256KB的Flash，低功耗設(shè)計使得芯片在收發(fā)狀態(tài)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(jié)構(gòu)要求緊湊的設(shè)計需求。芯片的工作電壓為2～3．6 V，最大發(fā)送電流(發(fā)送功率為1 dBm時)為29 mA。CC2530內(nèi)部包含有12位的8通道分辨率可配置的A／D轉(zhuǎn)換器，設(shè)計中采用該轉(zhuǎn)換器對調(diào)理之后的心音信號進行A／D轉(zhuǎn)換，轉(zhuǎn)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(shè)計了3種方式來供電。在使用JTAG接口對CC2530進行程序調(diào)試時，利用JTAG的3．3 V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(wěn)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(shè)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6 V，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(shè)計中采用可充電紐扣電池LIR2450，該電池的理論參數(shù)如表2所列。

    3．6 V的標稱電壓仍需要降壓才能夠為電路供電，因此引入了3．3 V輸出的線性穩(wěn)壓芯片ADP122來解決這一問題。ADP122擁有300 mA的最大輸出電流，電壓輸出偏差為±1％，穩(wěn)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(shè)計、電路編程調(diào)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37 mm×22 mm，最厚處為4．5 mm，占用空間小，穩(wěn)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(jié)語
    本系統(tǒng)采用了集成化、緊湊性設(shè)計，功耗低，電路供電方式多樣化，能夠滿足測試和實際應(yīng)用的要求。整個系統(tǒng)全部采用貼片元件，體積小、成本低，以較高的準確性實現(xiàn)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(lián)合分析方法應(yīng)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(yīng)用將是下一步工作的重點。