最终电子听诊器论文版本Word文档格式.docx

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2.3电压放大器3

2.4低通滤波器4

2.5信号输出级5

第3章电子听诊器的具体设计电路6

3.1心音传感器及其放大电路6

3.2心音滤波器7

3.3比较器8

3.4计数、译码、显示电路8

3.5其他附加电路9

第4章电路仿真分析10

4.1总体电路图10

4.1.1各部分组成10

4.1.2元器件选择10

4.2仿真11

4.2.1放大电路IC1输出电压波形11

4.2.2滤波电路IC212

4.2.3IC3电压跟随器13

4.2.4IC5运放后电压波形14

总结15

参考文献16

第1章绪论

通过体外获取人体内脏器官活动的声音，医护人员可以初步判断出病因，因此临床工作中经常要借助于听诊器。

然而，传统听诊器存在由于压管压力问题导致的外耳道不适，音质易受干扰等弊端。

电子听诊器除了能清晰的监听病人的胸、腹声音之外，还可以用在搜索机械声源等问题，其输出信号还可以用录音设备记录下来，供分析病情或机械故障类型使用。

1.1本文的研究目的和意义

本文提出的电子听诊器由于接有放大器，因此可将微弱的心跳声放大到清晰可闻；

而老式的听诊器没有放大作用，声音微弱，塞在耳朵里很不舒服，不能隔离环境噪声。

电子听诊器除了能清晰监听病人的胸/腹声音外，还能用在搜索机械噪声源的定位等方面。

在实验过程中，发现拾音头MIC用普通振膜拾音头的中频响应好，背景噪声也小。

沿用了多年的听诊器听诊心音，虽然方法简单，但往往难以捕捉到人体内部脏器发出的一些微弱但却非常重要的生物声，致使医生无法及时做出诊断，且诊断的依据主要根据医师的经验，准确性较差。

另一个角度讲，人耳对声音的敏感是声强与频率的综合效应，因而一些病理特征难以捕捉。

这就需要设计出一种新颖的电子听诊器对听诊音进行定量，准确的分析。

1.2心音的产生机制

研究心音信号的产生与传导机制，对于认识体表心音与心音源之间的关系，了解心音与心脏的生理、病理状况之间的相关性方面有着重要的意义。

多年来，许多研究人员对心音的发生机理和传导机制从不同的方面进行了研究和探索，得到了许多有价值的研究结果。

下面简述了心音的产生机制。

早年，人们曾认为心音是由瓣膜的关闭所产生的，以后发现这种认识是片面的。

对于心音的发生机理的研究不仅需要考虑心脏的血流动力学方面的特性，而且要研究心脏的振动力学问题。

正常人的心音由第一心音、第二心音、第三心音和第四心音组成，一般成年人因为第三、第四心音很弱，只能听到第一、第二心音。

通常，心动周期是指心室的活动周期，心动周期是从心房收缩开始的，紧接着是心室的收缩。

心动周期中，心肌收缩、瓣膜开闭、血流加速度和减速度对心血管壁的加压和减压作用以及形成的涡流等因素引起的机械振动，通过周围组织传递到胸壁，产生的声音叫做心音。

心室收缩早期，心室内压力迅速上升，房室瓣（包括二尖瓣、三尖瓣）关闭，当心室内压力升高并超过相应大血管内压力时，半月瓣（包括主动脉瓣和肺动脉瓣）开放，开始了心血逼出期。

从房室瓣关闭到半月瓣开放期间，瓣膜、心肌的振动以及血流的加速形成了第一心音。

心室收缩终了，心室内压力下降，进入舒张期，半月瓣关闭，当心房压力超过心室的时候，房室瓣开放，并使心室充盈。

从半月瓣关闭到房室瓣开放期间，形成第二心音。

第三心音发生在舒张早期的心室被动充盈时，心房血流急速进入心室，引起心室壁振动。

第四心音发生在收缩期前，是由心房收缩和心室壁振动产生的。

综上所述，可以将心音的发生机理归纳如下：

心脏的瓣膜和大血管在血流冲击下形成的振动，以及心脏内血流的加速与减速形成的湍流与涡流及其对心脏瓣膜、心房、室壁的作用所产生的振动，再加上心肌在周期性的心血活动作用下其刚性的迅速增加和减少形成的振动，经过心胸传导系统到达体表形成了体表心音。

心音中常包含心内噪音、呼吸噪音、体表噪音和心胸系统传播过程中产生的噪音。

1.3电子听诊器的发展趋势

目前国内与国外电子听诊器产品在价格，功能上的差异较大，国内产品较国外而言还存在较大差距，自行开发和研制功能强大，性能优良，价格低廉的新型电子听诊器意义重大。

主体电路都差不多，无非是更加完善，而滤波电路和信号输出等尤为重要，这是体现一个电子听诊器好坏的标准。

电子听诊器具有如下特点：

均选用常规元器件，通过元器件合理选型与电路的精心设计，调试，达到既稳定可靠，有较高显示精度，又具有较低的成本，操作简易的特点：

既能检测普通的心音和呼吸音，又能捕捉特殊的心音和肺音，肠鸣音：

检测结果既可以通过耳机监听，还可以录音重放及数字显示。

第2章电子听诊器的工作原理

2.1电子听诊器的基本原理

电子听诊器的原理如图2.1所示，该电子听诊器由两大部分组成：

监听部分和心率显示部分。

具体由拾音头MIC，前置级电路、滤波器、功率放大器、比较器和计数显示电路构成。

由于其中传声器所接受到的频率信号是很微弱且是宽带的，我们需要把它放大并要求滤除对听诊器无用的杂波。

因此我们需要做高精度的放大、滤波电路。

如果被监测的是心音信号，则它首先将送入前置级电路中，进一步放大后，经过滤波器，滤除放大器本身及外界传入的高频噪声以及心音信号中没有诊断价值的高频部分。

而其中滤波器输出的信号，一方面要求经比较器作用后，转换成可驱动计数电路工作的脉冲信号，通过计数显示电路显示心率值：

另一方面，要求滤波器输出的信号经功率放大器后供多人监听。

图2.1电子听诊器原理示意图

信号采集单元利用拾音头MIC将声音信号转变为可供后级单元处理的电压信号。

将该电压信号进行放大，再送入低通滤波器，以滤除高频噪声信号。

滤波器的输出信号即可输入计算机进行频谱分析。

由于患者体内病变的器官或组织会产生异常的声音信号，这些声音信号的频率与特定的谱线相对应，因此，将频谱分析的结果实时地显示出来，通过对这些谱线的分析能获得更准确和有价值的诊断结果。

所获取的声音信号和频谱分析结果也可以保存在计算机里，这既可作为诊断的依据，也可用来判断治疗的效果。

电子听诊器的结构见图2.2：

图2.2电子听诊器的结构框图

2.2信号采集

信号采集级选用普通的振膜式拾音头，用一端橡皮管与驻极体话筒连接。

将驻极体话筒放置在橡皮管内，由拾音头捡拾到心音信号通过橡皮管传给驻极体话筒，起到捡拾心音信号的作用。

2.3电压放大器

根据后级电路处理要求，有必要对采集到的电压信号进行放大。

电压同向放大电路示意图见图2.3：

图2.3电压同相放大器电路示意图

在图2.3电路中，输入电压和输出电压的关系为：

（2.1）

通过调节分压器R4可以使该电路的输出电压限定在合适的范围里。

2.4低通滤波器

为滤除得到的电压信号中的噪声信号，以便于后级数字电路对获得的信号进行快速傅里叶变换，可以采用二阶巴特沃思低通滤波器对信号进行滤波，见图2.4：

图2.4二阶低通滤波器电路示意图

该电路的转折频率为：

（2.2）

结合考虑相移因素，可以得到一组合适的电阻、电容参数值。

2.5信号输出级

通过上面介绍的几个环节的处理，已经得到一个可进行数字处理的声音检测信号。

在信号处理级，该信号可被送入数字信号处理芯片的A/D转换口，将其转变为数字信号，在芯片内部，通过对采集到的信号进行快速傅里叶变换即可得到被检测信号的频谱。

该频谱可用示波器显示出来。

由于患者体内的病变部位或组织会发出一些异常的杂音，该杂音在示波器屏幕上与一定频段的谱线相对应。

因此，对获得的频率信号的观察将使诊断更加准确。

获得的频谱信号也可以保存在计算机的存储空间，在对患者的医治过程中，通过对比研究多次测量获得的频谱信号，医护人员可以准确地判断出医疗效果。

第3章电子听诊器的具体设计电路

3.1心音传感器及其放大电路

由于心音频率为20～600Hz，肺音频率为100～1500Hz，肠鸣音频率为20～1500Hz，均在人耳所能听到的声音范围的中低频率段，因此选用话筒作为声音传感器。

在声音传感器（话筒）中又有很多种：

驻极体式、动圈式和电容式等。

对传感器的选取原则是：

灵敏度高，抗干扰能力强，除了要提取微弱的心、肠、肺音的信号外，还要求它不受人声等信号的干扰，因此需要指向性好的的传感器。

驻极体式话筒的灵敏度高，价格低，但指向性不佳；

动圈式话筒的灵敏度欠佳，但是指向性最好，价格也较贵；

电容式话筒的灵敏度最好，声音特性最为平坦，容易受干扰，价格也很贵。

考虑到诸多因素，故选用驻极体式话筒。

传感器放大电路如图3.1所示。

电路以NE5532集成运放构成对称放大电路，在信号传输的过程中采用双芯屏蔽线，在传输的末端利用差分放大电路的共模抑制特性将信号传输过程中的各种温度、电磁波、电源等造成的外界噪声干扰信号抑制和抵消掉。

工作原理如下：

由心脏发出的声音经驻极体式话筒转化为电信号后，通过阻抗匹配电路（由R1、R2、R3、R4构成）与抗干扰电路（C1组成）从IC1的5脚和3脚输入进行平衡放大：

IC1与IC2A构成的加法电路进行信号混合，R10、R11决定放大倍率为34倍；

后由C4耦合输出。

第二级为缓冲放大电路，如图3.2所示。

放大电路由IC2B、C5、C6、C7、R11、R12、R13及C8构成。

C5、C7为音频耦合电容；

R12、R13和C6构成电压并联负反馈网络，放大倍率为R12/R13=10。

图3.1传感器放大电路示意图

图3.2缓冲放大电路

3.2心音滤波器

心音的频率范围是20～600Hz，肠音的频率范围是20～1500Hz，肺音的频率范围是100～1500Hz。

根据它们的频率分布特点，适当的选择高通、低通滤波器，再设置一个多向选择开关对它们进行分别选取，就能设计出一个可以分别听取心、肺、肠音的多功能电子听诊器。

普遍的，选用四路电子选通开关CD4066，其中三路开关用作心、肺、肠音的选取，剩下的一路开关用来控制语音芯片的录、放音。

滤波器功能选择框图如图3.3所示：

OOUTPUT

图3.3滤波器功能选择框图

IC3为1500Hz四阶压控电压源低通滤波器，电路如图3.4所示。

由R14～R23及C9～C14构成，其中R15=R16=R20=R21=18K,C9=C10=C12=C13=6800PF。

IC4为100Hz高通滤波器，如图3.5所示，由R24～R31及C15～C20构成；

其中C15=C16=C18=C19=0.1uF，R24=R25=R28=R29=15K。

3.3比较器

信号在放大之后要送入数字电路进行计数，要求比较器非常精确且特别稳定。

病人的一次心跳。

计数器要计数几十至几百次，且心跳的声音频率在几百赫兹左右。

因此我们选用IC6B构成的施密特触发器，提供计数器的计数脉冲。

只要滞回比较器的回差电压大于干扰的电压变化幅度，比较器输出端的极性、电压就不会改变，这样就可有效抑制干扰信号。

施密特触发器构成的比较器电路如图3.6所示：

图3.6比较器

3.4计数、译码、显示电路

计数器的功能是将比较器比较得出的方波脉冲信号进行计数，人的心跳一般从几十到一百多，显示范围应在000～999.因此我们采用8421BCD码三位输出的二/十进制同步加计数器CD4538和CD4543、LED组成计数显示电路。

由IC10构成耳机推动放大器，它的输出功率足以推动32欧姆的耳塞式耳机。

电路原理见图3.7所示：

图3.7耳机功率放大器示意图

3.5其他附加电路

为了电子听诊器能够更方便的为人们服务，加入了录音电路和显示心跳状态的发光二极管驱动电路。

为了便于医生进行观察，设计了一个显示心跳状态的发光二极管驱动电路，用一个发光二极管的点亮与否，来观察被测者的心跳状态；

录音电路选用ISD25120语音芯片实现录音功能，以保证录取足够长的时间，这样可以使该产品更好地为诊断病情提供可靠的依据。

第4章电路仿真分析

4.1总体电路图

图4.1电子听诊器总图

4.1.1各部分组成

1、拾音器电路由传声器BM和R1等组成。

2、前置放大器由集成运算放大电路IC1和电阻器R2-R5等组成。

3、低通滤波放大器由运算放大集成电路IC2和电阻器R6-R8、电容器C3、C4等组成，其截止频率略大于100Hz。

4、缓冲放大器由集成运算放大电路IC3担任。

5、音频放大器由音量电位器RP、低电压音频放大器集成电路IC4、电阻器R13、电容器C5、C6等组成。

6、LED显示电路由双色发光二极管LED、驱动放大集成电路IC5和电容器R9-R12组成。

7、拾音传感器拾取的信号经IC1-IC4滤波与放大后，驱动耳机BE发声。

经IC2等低通滤波后的音频信号再经IC5进一步放大处理，驱动发光二极管LED与耳机中的声音同步闪亮。

8、调节RP的阻值，可改变耳机中音量的大小。

9、改变电阻器R5和R6的阻值大小，可改变低通滤波器的截止频率，从而改变该电子听诊器的频响效果。

4.1.2元器件选择

1、R1-R4和R7-R13选用1/4W或1/8W金属膜电阻器；

R5和R6均选用密封式可变电阻器。

2、RP选用小型合成碳膜电位器。

3、C1和C5均选用耐压值为16V的铝电解电容器；

C2-C4和C6选用涤纶电容器或独石电容器。

4、LED选用二端双色发光二极管，也可以用两只Φ3mm的发光二极管（红色、绿色各一只）反向并联后代用。

5、IC1-IC3和IC5均选用LM741或uA741型单集成运算放大电路；

IC4选用LM386型音频放大器集成电路。

6、BE选用优质双声道立体声耳机。

7、拾音传感器可自制：

用传统听诊器的振膜头，在振膜耳把上套一只3～5CM长的橡胶管，在橡胶管的另一头装入一只超小型驻极体传声器。

传声器与电路之间用屏蔽电缆连接好。

话筒处应用热缩套管加固或胶带捆扎，以防操作时产生噪声干扰。

4.2仿真

仿真电路图如图4.2，为仿真方便，部分已去掉，主要观察特定点的电压变化。

图4.2仿真用电路图

用ORCAD仿真时，拾音器用5mV400Hz交流电代替，主要观察IC1-IC4处的电压变化状况。

4.2.1放大电路IC1输出电压波形

如图4.3得知，经过运放后，输出电压的5mV被放大了6倍，到达30mV。

也就是说，心音通过拾音头转换成的电压在IC1后通过运放被放大了6倍。

图4.3通过IC1运放后电压仿真波形

4.2.2滤波电路IC2

仿真IC2滤波后的得到的波形如图4.4，分析频谱特性。

图4.4IC2滤波功能频谱特性

从图4.4中可以看出IC2的宽带为1.152kHz到10.546kHz，在人耳所能接受的音频范围内。

图4.5IC2后电压波形

根据仿真图可以看出IC2后的波形峰值已经达到了9V，因为IC2的滤波作用，把心音频率以外的波形滤除，导致电压为零。

4.2.3IC3电压跟随器

电压通过IC3电压跟随器后波形不变，与IC2输出一样，但是增加了输出阻抗，使得电压不随负载的变化而改变。

信号通过IC4后，也就是通过LM386低功耗音频放大器，进行对输出信号的最后一次放大，使得可以驱动双声道立体声耳机的工作，或者其他外设，比如说计数器、译码器、显示器等等。

图4.6通过电压比较器后的波形

4.2.4IC5运放后电压波形

图4.7IC5运放后的波形

IC5主要是驱动发光二极管工作，表示电源和信号输入灯，用户可以根据自己的使用需要，安装相应的设备，达到理性的目的。

总结

本文通过对市面上已生产的电子听诊器进行理论分析和研究，设计了一款简易的电子听诊器，目的是把在书本上学到的知识运用到实践中。

本设计的优点是元器件价格低廉，生产步骤简单，适用于初步诊断病人。

本设计省去了对输出单元的介绍，为的是让设计更加简洁，主要的处理单元更加明显，功能模块的处理方式更加透彻。

在实际应用中，通过本文设计的电子听诊器，再加上外设输出装置，即可以成为功能非常多的实用电子听诊器，可以投入市场，发展前景良好，也可以大大改善医务人员的初诊准确度。

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