智能心音检测仪(2008)

检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.6检测技术课程报告题目：智能心音检测仪完成日期：2008-6-10小组成员班级学号联系方式王在斌F0503020505080905513917311235吕垚F0503027505030973513816872257张佳璐F05030135050309343周晓蓓F05030235050309621检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.6智能心音检测仪摘要：本课程报告是《检测技术》的课程作业报告，智能心音检测的设计过程，重点针对之前心音检测的各种缺点进行了一系列的改进和设计，综合《传感器》，《测控电路》《》等学科的知识，适合本专业入门的学者阅读和参考。综合应用了protel99,matlab等软件，着重从原理上进行了描述。关键词：心音心音检测低通滤波器高通滤波器带通滤波器传感器噪声MatlabProtelIntellecturalDetectorofHeartSoundAbstract:检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.61.心音基本知识1.1心音的分类心音是在心动周期中，由于心肌收缩和舒张，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，通过周围组织传到胸壁，将耳紧贴胸壁或将听诊器放在胸壁一定部位，听到的声音。通常很容易听到第一和第二心音，有时在某些情况下听到第三或第四心音。第一心音：发生在心脏收缩期开始，音调低沉，持续时间较长(约0.15秒)。产生的原因包括心室肌的收缩，房室瓣突然关闭以及随后射血入主动脉等引起的振动。第一心音的最佳听诊部位在锁骨中线第五肋间隙或在胸骨右缘。第二心音：发生在心脏舒张期的开始，频率较高，持续时间较短(约0.08秒)。产生的原因是半月瓣关闭，瓣膜互相撞击以及大动脉中血液减速和室内压迅速下降引起的振动。第二心音的最佳听诊部位在第二肋间隙右侧的主动脉瓣区和左侧的肺动脉瓣区。第三心音和第四心音：第三心音发生在第二心音后0.1～0.2秒，频率低，它的产生与血液快速流入心室使心室和瓣膜发生振动有关，通常仅在儿童能听到，因为较易传导到体表。第四心音由心房收缩引起，也称心房音。1.2心音的生理意义目前，国际上关于心音和心肌收缩能力的研究更体现了心音检测和分析的重要性。由于“第一心音辐值的大小与心肌收缩能力的强弱密切相关，故可以用第一心音辐值的变化趋势来评估心力储备（CardiacReserve指心输出量随机体代谢需要而增长的能力），心脏耐力”。理论分析表明：第一心音辐值的大小主要决定于心室收缩是产生的压强能的大小；而该压强能的大小主要由心肌收缩力的强弱来决定。动物实验及有创和无创的临床实验研究表明[1]：第一心音辐值的变化和左心室压力上升最大速率的变化成正相关（r=0.9551,P0.001）。肖守中[2-4]等提出用相对值法来建立心音辐值参数，利用第一心音辐值S1的变化趋势来量度心肌收缩能力和评估心血管疾病患者和健康人的心力储备。并且在长期的临床实验中，总结并提出了心音图运动试验（PhonocardiogramExerciseTesting,PCGET），把完成规定运动量运动后S1辐值对安静时S1辐值的倍数定义为心肌收缩能力储备指数（CardiacContractilityReserveIndex,CCRI），并在国际上首次提出了“心力变异性的概念[5]”，它指在各相继的心动周期之间，心肌收缩力在不断变化，并在不同因素作用下表现出一定的变化规律。在不同运动量负荷下运动会引起S1辐值的变化，其中蕴藏着心肌收缩能力和心力储备信息。把不同运动负荷下运动后S1辐值对安静是S1辐值增加的相应倍数定义为心力变化趋势（CardiacContractilityChangeTrend,CCCT），据此评估受试者的心力储备状态。所以对于心音的定量分析显得由为重要。检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.62.心音检测的发展2.1听诊器一个圆圆的金属探头，连接着一根橡皮管子，然后分叉，分别通过两个金属耳塞一直介入到医生的耳朵里——这就是听诊器。听诊器作为我们要设计的心音检测仪的鼻祖，从诞生但现在的200多年的时间里，作为临床上的一个重要的诊断工具，发挥了巨大的作用。2.2听诊器的发展2.2.1雷奈克发明听诊器：1816年9月13日，一个比较偶然的机会，从小孩子的游戏中得到灵感，解决了困扰他的一个重要的医学问题，更是发明了震惊当时的医学界，惠利之后医学界的一个重要的工具—听诊器。2.2.2发展为现在比较常见的样子刚发明的听诊器不是现在这个样子，经过很多医学界的天才的改进，终于变成了当今的这个样子，在接下来的一百年里基本上没怎么发生变化。2.2.3电子听诊器虽然听诊器在使用过程中存在很多问题，但是在当时的生产力水平和科技水平下，没法改进，而且一般的疾病通过听诊器可以判断，到了现代，微电子科技迅猛发展，于是电子听诊器应运而生，它在声音的准确度和对噪声的处理上有着普通听诊器无可比拟的优点。2.3现代心音检测的发展比电子听诊器更高级的专门进行心音检测的就是心音检测仪，它有着更多的更先进的优点。信号调整电路设计采用了硬件电路和软件结合的技术，主要应用在：（1）用软件设计实现了自动调节显示波形的辐值，也可以任意放大或缩小并能对心音信号时限进行放大或缩小。（2）信号模拟滤波和数字滤波相结合，以达到更优的滤波效果。（3）自动补偿零点漂移，用软件方法补偿由传感器和放大器产生的温漂和时漂。采用Windows98操作系统环境下用Delphi5.0编制软件，主要体现以下功能：（1）窗口化软件设计，界面友好，功能齐全，操作方便，易于扩展。（2）实现了实时采样与信号波形显示，操作者可以根据需要设置参数和选择喜欢的显示风格。（3）设计了一个友好的图形界面供使用者进行手动分析，通过操作鼠标或键盘移动屏幕上的测试标线，能够灵活方便地测试信号波形的间期，辐值，斜率参数。保留传统的手动测试方法，是对自动信号分析的验证和补充。（4）应用小波分析技术和医学专家知识编制了自己信号分析程序，可以对第一心音辐值和心脏的收缩期和舒张期自动识别。（5）建立了病历档案管理数据库，存储患者基本情况，测试得到的数据，分析结果及医生诊断意见等内容，为病因查询，分类，统计工作提供数据资料。（6）打印检测报告程序具有打印预览功能，能够控制打印机输出包括心音辐值，时限，心音波形以及病人的有关资料。检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.63.心音检测中存在的问题3.1局限性进行心音信号研究所用的心音信号检测设备基本上都是由心音传感器、心音放大器、A/D变换器和计算机等组成，功能单一，体积较大，检测的心音信号数据与计算机之间采用有线通信方式，这些都限制了其只能在固定场合使用；3.2安全性用220V交流供电，这使其不论是在病房还是运动场地使用起来都不方便，并且为了防止漏电而危及受试者的人身安全，还需要采取严格的安全防范措施；3.3测量幅度小于在不同运动负荷下检测的心音信号幅度存在1～10倍左右的差异，因此在心音信号检测电路中需要设计增益控制电路，以防溢出。但是现有的心音信号检测仪一般都采用手动方式来调节心音信号的放大增益，不仅测试效率低且影响测试精度和客观性；3.4效率低由于心音信号存在较大的变异性，目前基于计算机数字处理技术的心音信号自动识别算法的识别率都还比较低，因此现有的许多心音信号检测仪对检测到的心音信号一般都是采用人工识别的方式来提取研究心肌变力性和变时性所需的S1幅度和心率，这不仅效率低，而且存在较大的人为误差；3.5测试时间短测试时间太短，每次只能连续测试10秒左右的心音信号。通过心音信号的检测来研究人体在静息状态下的心率变异性和心力变异性时，短时程需要连续记录5分钟的心音信号，而长时程则需要连续记录24小时的心音信号；研究在大运动负荷后心力恢复趋势和心率恢复趋势也需要连续记录约5分钟的心音信号，显然现有的心音信号检测仪无法进行上述测试和研究。检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.64.心音检测仪设计针对上述出现的各种问题，我们就取长补短，设计了一款心音检测仪，总体设计思路如下：心音检测仪作为心脏正常工作的辨别工具之一应具有便携，准确，耐用等特性由于心音属机械振动类型源信号我们采用压电传感器作为其探头采用新型高分子聚合材料微音传感元件采集心脏搏动和其它体表动脉搏动信号.经过高度集成化信号处理电路处理其中包括心音的测量范围大致在2HZ到2000hz首先将信号通过放大器放大为了排除血流量引起的音信号呼吸脑部跳动的引起的声信号要将信号通过滤波器初步模拟为一个带通滤波器有MATLAB凯泽窗函数编写滤波后经过模数转换装置输出数字量大体的骨架将是这样更多更多内容还要等到设计完成时再看其中探头放大器部分均会用PROTEL画出原理图大体的系统框图如下：该心音检测仪主要由以下部分构成4.1心音传感器由于心音信号比较微弱我们采用抗灵敏度高抗干扰能力强的新型高分子聚合材料微音传感元件作为识音头：电源：3－4VDC功耗：小于1ｍA频率响应1-600Hz灵敏度：大于4ｍVPａ4.2信号放大预处理电路预处理电路的总体设计：检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.64.3放大电路前置放大电路：要求高精度高稳定性高输入阻抗高共模抑制比低噪声和强抗干扰能力AD620采用超β处理技术具有低输入偏置电流低噪声高精度较高建立时间高功耗等特点共模抑制比130dB增益可调1到10000倍具体电路实现如下图：4.4带通滤波器matlab凯泽窗函数模拟带通滤波器滤波器图谱（50Hz工频干扰35Hz在肌电干扰心音频率在5到600Hz实际设计电路的带通由低噪声双运放NE5532有源高低通滤波器组合而成组成后实际通带4.82到4.91KHz模拟的滤波器各参数在后面给出4.550hz陷波电路工频干扰是心音的主要干扰虽然前置放大电路有很强的共模抑制作用但部分干扰是差模方式进入电路且频率处于心音范围内因此仍存在很大干扰必须专门剔除R＝47K欧中心频率在49.9到50Hz之间陷波深度80dB且3dB带宽约1.7Hz效果比较理想增益公式为G=1+49.4/Rg检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.6具体电路如下;4.6后置处理与放大电路Signalprocessingtool的仿真使用MATLAB所带的TOOLBOX内的强大功能FDATOOL和SPTOOL联合使用模拟心音被滤除的过程其中源心音信号采样率11205Hzbits为84.7扬声器与D/A转换功率输出信号可直接驱动耳机利用耳机作扬声器直接听取心音A/D转换：模拟信号输入后通过算法实现读出幅值与数字显示器连接其中数显采用3位A/D芯片用24位显示幅值信号的幅值最大点驱动芯片的最高位幅值最小点驱动最低位实现A/D转换4.8数字显示器7段LED共阴极数字显示器.数显方便读阅辨幅值缺点信号不形象随时间变化性对比不强.检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.65.matlab仿真由于无法真正的实现我们的设计，我们实用了matlab对其中的滤波部分和信号处理部分进行了仿真。5.1带通滤波器的仿真由于心音信号的频率范围是5—600hz，所以我们使用了一个相同范围的带通滤波器进行模拟处理。带通滤波器的幅频特性如下图：5.2信号处理部分的仿真KAISOR窗函数法FIR带通滤波器阶数N=22098β=4.0909采样频率fs=1500Hz下限截止频率fc1=5Hz上限截止频率fc2=600HzSptool仿真处理前的信号：检测技术课程报告上海交通大学仪器系2008.6处理后的信号：5.3matlab程序5.3.1滤波器程序[n,Wn,beta,ftype]=kaiserord([4.825600600.18],[010],[0.0050.005，0.005],11205）；fc1=5;fc2=600;fs=11205;w1=2*fc1/fs;w2=2*fc2/fs;window=kaiser(n+1,beta);b=fir1(n,