低噪聲電子聽診器的設計

樊容

（天津大學 電子信息工程學院，天津 300072）

心音、呼吸音信號是重要的臨床醫(yī)學信號，是進行心臟疾病、呼吸系統(tǒng)疾病判別的重要依據(jù)，是醫(yī)生進行病因、病灶分析的重要信息。現(xiàn)如今，在心臟疾病和呼吸系統(tǒng)疾病診斷中，聽診仍舊是醫(yī)生進行檢查的主要手段，并且，聽診具有體外檢查無創(chuàng)傷、便捷、經(jīng)濟等優(yōu)點，是廣為應用且不可替代的診斷方式。隨著科學技術的發(fā)展，在現(xiàn)代醫(yī)學診斷中，應用電子聽診器聽診成為醫(yī)學發(fā)展的一種趨勢，各種電子聽診器也相繼出現(xiàn)[1-2]。而一般電子聽診器在使用時，引入的噪聲較大，容易對所需要的心音、呼吸音信號產(chǎn)生強烈干擾，不利于醫(yī)生做出正確的診斷結果，影響聽診結果的可靠性和準確性。基于此背景，本文旨在設計一種低噪聲的電子聽診器電路，本設計引入噪聲小，實現(xiàn)了對心音、呼吸音低噪聲的放大，完成了心音、呼吸音的分離，減弱了兩者聽診時的相互影響，提高了聽診時的抗干擾能力，保證了聽診結果的準確性和可靠性。

1 整體設計思路

由于由聽診器探頭收集到的心音、呼吸音信號十分微弱，一般大小只有幾個毫伏到十幾個毫伏，需要將它進行精密放大以達到聽診的目的。本文設計出一種低噪聲電子聽診器電路，把探頭收集到的心音、呼吸音信號進行低噪聲的放大，并將心、呼吸音信號進行分離，最后經(jīng)揚聲器（或耳機）聽取心音、呼吸音信號。電路主要包括低噪聲的前置放大電路，心音、呼吸音濾波電路以及功率放大電路。總體設計結構圖如圖1所示。

圖1 電子聽診器結構圖Fig.1 Structure diagram of the electronic stethoscope

將聽診器探頭收集的心音、呼吸音信號，首先經(jīng)由前置放大電路進行初步放大，再分別經(jīng)過心、呼吸音濾波電路將心音、呼吸音分離，最后根據(jù)聽診需要選擇分離的心音、呼吸音，通過功率放大電路進行功率放大，經(jīng)由揚聲器（或耳機）進行聽診。下面介紹各部分電路的具體設計。

2 前置級放大電路的設計

由聽診探頭收集的心音、呼吸音信號，首先要經(jīng)由前置放大電路進行初級放大。由于噪聲也會隨放大電路的逐級放大而增大，所以，作為第一級放大電路，在設計前置級放大電路時，應使其電路本身產(chǎn)生的噪聲足夠小。并且，在級聯(lián)電路中，如果第一級電路增益足夠大時，后級電路噪聲的影響可以忽略，級聯(lián)電路的噪聲性能主要由第一級決定，因此，本文的核心在于設計低噪聲的前置級放大電路。

2.1 噪聲來源分析

前置級放大電路噪聲來源包括兩大部分：電路外部噪聲和電路內(nèi)部噪聲。電路外部噪聲主要包括外部環(huán)境噪聲、探頭與皮膚摩擦產(chǎn)生的噪聲以及所要監(jiān)聽的臟器之外其他臟器產(chǎn)生的干擾噪聲等等。這些電路外部噪聲可以通過人工干預外部環(huán)境噪聲、改良探頭、使用非接觸式傳感器以及濾波等手段來降低或者消除。

放大電路內(nèi)部噪聲主要分為3類[3-4]：熱噪聲、低頻噪聲（又稱1/f噪聲）和散粒噪聲。熱噪聲是一種白噪聲，是由導體中電荷載流子的自由運動引起的，其譜密度與頻率無關，在整個頻帶內(nèi)是平均的。低頻噪聲（又稱1/f噪聲）隨頻率減小而增加，是由直流電流流過不連續(xù)介質(zhì)而導致的，其功率大小遵從

，其中α是常數(shù),通常取1。散粒噪聲也是一種白噪聲，與電流流過器件的PN節(jié)有關，當電荷載流子擴散通過PN結時，由于載流子速度的不一致使得電流發(fā)生波動，從而產(chǎn)生散粒噪聲。這3種噪聲綜合作用在放大器電路中，對電路產(chǎn)生影響。減弱這3種噪聲的手段是從電路設計的角度出發(fā)，采用噪聲較低的電路元器件、設計噪聲較低的電路連接方式。

2.2 電路元器件選擇

合理選擇和正確使用元器件是降低放大器噪聲的至關重要的一部分[5-6]。對要求低噪聲的電路，必須要注重無源器件的選擇，主要是對電阻和電容器的選擇，以減小由無源器件產(chǎn)生的噪聲對電路的影響。電阻應選用溫度特性和頻率特性都優(yōu)良的金屬膜電阻，同時選用額定功率具有足夠富裕的電阻來降低噪聲。而電容器采用云母電容或瓷片電容可以降低噪聲的影響。

而對于放大電路的核心，電路的有源器件，放大元器件的選擇，首先要考慮其噪聲系數(shù)，選擇噪聲系數(shù)小的放大器件；其次對于集成放大器件，不應一味追求高速的轉換效率，選用較低的轉換效率有利于高頻噪聲的抑制；另外，還要考慮放大器件的源內(nèi)阻的大小，以實現(xiàn)源內(nèi)阻的匹配，降低電路噪聲。

2.3 低噪聲前置級電路的設計

要滿足低噪聲前置級放大器的噪聲指標，考慮從以下幾個電路設計方面出發(fā)，得到最佳噪聲性能。

2.3.1 同相放大電路

如圖2所示同相放大電路的輸入噪聲Ein為:

圖2 同相放大電路Fig.2 Non-inverting amplifier circuit

式中第一項EN表示運放的總電壓噪聲，包括寬帶電壓噪聲和電壓噪聲；第二項ER表示電阻噪聲即熱噪聲；第三項表示運放的電流噪聲。式中 Req=R1∥R2，ER=為噪聲帶寬。

同相放大電路可以滿足對第一級放大電路的高輸入阻抗的要求，同相放大電路的輸入阻抗基本由同相端并聯(lián)的偏置電阻確定。而從式(1)中可以看出，同相放大電路的主要噪聲是前兩項，電壓噪聲和電阻的熱噪聲，提高電路的輸入阻抗對電路的總噪聲影響不大。所以，同相放大電路是適合設計成為低噪聲放大器的基礎電路。

2.3.2 并聯(lián)放大器電路

噪聲電壓除以噪聲電流稱為放大器的噪聲源內(nèi)阻，當噪聲源內(nèi)阻等于前級源內(nèi)阻時，可以獲得最小的噪聲系數(shù)，這種情況稱為噪聲匹配。

將數(shù)個放大器并聯(lián)可以降低放大器源內(nèi)阻，實現(xiàn)與信號源內(nèi)阻的噪聲匹配，減小放大器的噪聲系數(shù)，達到最佳噪聲系數(shù)。但是受到器件數(shù)量和體積的限制，并聯(lián)的放大器個數(shù)不宜過多，一般不能達到最佳噪聲匹配時的數(shù)量，實際的噪聲匹配效果與理想匹配相比略差。但在放大器源內(nèi)阻與前級源內(nèi)阻相差不大，且放大器的輸入阻抗遠大于前級源內(nèi)阻時，依舊可以使用此方法達到降低放大器噪聲系數(shù)的目的。

2.3.3 平均值電路

如圖3所示是放大器平均值電路，這種方法是將若干放大器的輸出端連接在一起，作為平均值電路的輸入端，利用運放平均值電路對所有輸出信號做平均，以達到降低噪聲的目的。為了達到平均值電路的目的，所有的輸入電阻(R1、R2…RN)必須相等，而反饋電阻(Rf)等于單個輸入電阻的阻值除以輸入電阻的個數(shù)。在輸入的噪聲源相等的情況下，平均值電路可以達到減小倍噪聲的效果。

圖3 平均值電路Fig.3 The average circuit

2.3.4 反饋電容

在放大器的反饋電阻上并聯(lián)一個電容Cf，稱為反饋電容。反饋電容Cf能夠減小放大器電路的有效帶寬，從而起到降低放大器噪聲的作用。

2.3.5 低噪聲前置級放大電路

綜合以上方法，設計出如圖4所示電路圖。電路設計中使用的放大器選用TI公司生產(chǎn)的1.1nV/噪聲、低功耗精密運算放大器OPA1612。它具有超低的噪聲系數(shù)，良好的音頻運算放大功能，在精心設計外圍電路的情況下，能夠達到低噪聲放大器的設計目的。

電路參數(shù)設置：

圖4 前置級放大電路Fig.4 Pre-amplification circuit

放大器 U1、U2、U3與電阻 R1、R2、R4、R5、R6、R7構成并聯(lián)同相放大電路，R1=R4=R7=50 Ω,R2=R5=R6=2 kΩ,放大器的增益為Gain=R2/R1=40倍，噪聲增益Gainnoise=41倍。R3為偏置電阻，R3=2 kΩ。 放大器 U4和電阻 R8、R9、R10、R11共同組成平均值電路，R8=R9=R10=1 kΩ，R11=R8/3=332 Ω。電容 C1=1 μF，為隔值電容，起到隔離直流噪聲的作用。電容C2、C3、C4為反饋電容，C2=C3=C4=100 pF。

根據(jù)電路設計和參數(shù)設置，可以計算前置級放大電路的輸入、輸出噪聲，電路折合到輸入端的總輸入噪聲電壓Ein的計算公式為：

電路折合到輸出端的總輸出噪聲電壓Ein的計算公式為：

查看OPA1612放大器的技術手冊，在頻率為20 Hz時，IB=60 nA，EN=1.5nV/，IN=2.2pA/。根據(jù)式（2）以及放大器的參數(shù)，計算得到前置級放大電路折合到輸入端的總輸入噪聲電壓為 Ein=1.51 nV/。根據(jù)式（3），計算折合到輸出端的總輸出噪聲電壓Eo=35.74 nV/。

由結果可見，本設計的放大電路的噪聲已經(jīng)十分接近噪聲的理想值，達到了低噪聲放大器設計的要求，完成了對心音、呼吸音的低噪聲的放大，最大限度上減少了噪聲的引入，降低了噪聲對聽診結果的影響。

3 濾波電路的設計

心音信號的頻率分布范圍為20～600 Hz，呼吸音信號的頻率分布范圍為100～1 500 Hz，將前置放大電路得到的信號分別經(jīng)過心音濾波電路與呼吸音濾波電路，可以濾除頻率分布范圍外的噪聲，得到對應的心音信號輸出與呼吸音信號輸出，同時可以減弱兩者在聽診時相互之間的影響。

圖5所示為心音濾波電路，心音的頻率范圍是20～600 Hz，為了將心音提取出來，將初級放大信號先通過一個截止頻率為600 Hz的二階有源低通濾波器，再通過一個截止頻率為20 Hz的二階有源高通濾波器，以實現(xiàn)對心音信號的提取。

二階濾波器的截止頻率為：

電路參數(shù)設置：

根據(jù)式（4），取 C1=C2=0.22 μF，可得 R1=R2=1.2 kΩ，設計出 fp=600 Hz的低通濾波器；取 C3=C4=2.2 μF，可得 R3=R4=3.6 kΩ，設計出fp=20 Hz的高通濾波器。

根據(jù)呼吸音信號的頻率范圍100～1 500 Hz，改變?yōu)V波電路中R、C的參數(shù)，可以得到呼吸音濾波電路。

通過對濾波電路中二階有源低通濾波器和二階有源高通濾波器的設計，完成了對心音、呼吸音的提取，實現(xiàn)了心音、呼吸音的聽診分離，使聽診時二者的干擾降低，提高聽診的準確性。

4 功率放大電路的設計

心音、呼吸音信號在經(jīng)過濾波電路之后，信號幅值總體有所下降，功率也不足以驅(qū)動揚聲器（或耳機）。因此，需將經(jīng)過濾波電路提取到的心音信號、呼吸音信號進行功率放大，以滿足聽診的需要。

圖5 心音濾波電路Fig.5 Heart sounds filter circuit

功率放大電路如圖6所示。放大器芯片選擇的是TI公司生產(chǎn)的低電壓音頻功率放大器LM386，它所需的供電電壓較低，可以使用電池作為供電電源，放大增益從20～200連續(xù)可取，滿足聽診器電路功率放大電路的設計需求。

圖6 功率放大電路Fig.6 The power amplifier circuit

電路參數(shù)設置：

選取R3=11 kΩ，C1=10 μF，將功率放大電路的放大增益設置為G=30。R2=10 kΩ為可調(diào)電阻，用以調(diào)節(jié)揚聲器或耳機的音量。RL=8 Ω為負載電阻，即揚聲器或耳機的電阻。

心音信號、呼吸音信號通過功率放大電路進行功率放大，再經(jīng)由揚聲器或耳機放出，供醫(yī)生進行聽診判斷，完成聽診的目的。

5 結論

文中設計了低噪聲的聽診器前置級放大電路，最大限度的降低了電路噪聲對聽診的影響，設計心音、呼吸音濾波電路將心音與呼吸音分離，減弱了兩者之間的相互影響，提高了聽診的準確度和抗干擾能力，最后通過功率放大電路可以將心音與呼吸音通過揚聲器播放出來，使醫(yī)生進行聽診判斷。

本設計完成了一種使用方便的電子聽診器，它與傳統(tǒng)聽診器使用方法基本相同，與一般電子聽診器相比噪聲更低，聽診效果更好，是一種更容易被廣大醫(yī)生接受并推廣的低噪聲電子聽診器的設計。另外，將其整體電路應用至各種嵌入式系統(tǒng)的電子聽診器中，作為低噪聲的心音、呼吸音采集電路，也會得到更好的結果。

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