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基于ZigBee无线传输技术的电子听诊器

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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。