唐偉，徐學(xué)軍

(長(zhǎng)沙理工大學(xué),物理與電子科學(xué)學(xué)院，湖南，長(zhǎng)沙 410114)

0 引言

聞診是指中醫(yī)診斷學(xué)中望、聞、問(wèn)、切4種診治方法的“聞”，它是利用醫(yī)者的聽(tīng)覺(jué)與嗅覺(jué)診察患者的聲音以及排泄物氣味，實(shí)現(xiàn)對(duì)病情推斷的診斷方式。人體內(nèi)發(fā)出的聲音和氣味都發(fā)生在各種生理活動(dòng)過(guò)程中，通過(guò)其變化可以直接顯示出人體臟腑的病理變化，通過(guò)聞診可判斷出疾病的種類(lèi)，聽(tīng)到的聲音主要是指醫(yī)學(xué)檢查病人的聲音、話語(yǔ)、呼吸、干燥咳痰、嗝逆等各種聲音，利用聲音的大小、高低、清濁判斷寒熱虛實(shí)；聞到的氣味主要包括病體與病室兩部分，通過(guò)病人排泄物散發(fā)的氣味判斷臟腑氣血的寒熱虛實(shí)[1-3]。通過(guò)病人的心音與呼吸音能夠有效判斷其心臟和肺部的生理、病理情況，為診斷心臟疾病與呼吸系統(tǒng)疾病提供了有力支持。聽(tīng)診是當(dāng)前心臟疾病與呼吸系統(tǒng)疾病最重要的診斷方式[4]。由于心音信號(hào)以及呼吸音信號(hào)在其捕捉過(guò)程中容易互相干擾，受噪聲干擾較為嚴(yán)重，傳統(tǒng)聽(tīng)診器較難滿足病患的切身情況，所得結(jié)果一般會(huì)受醫(yī)生的主觀影響，容易導(dǎo)致誤診[5]。為此，孫柯等[6]提出了以APSoC為基礎(chǔ)設(shè)計(jì)的異構(gòu)實(shí)時(shí)心音心電采集系統(tǒng)，該系統(tǒng)不能實(shí)時(shí)輸出心率參數(shù)；廉宇琦等[7]提出了以MEMS為基礎(chǔ)設(shè)計(jì)的電子聽(tīng)診器信號(hào)采集傳輸系統(tǒng)，該系統(tǒng)在電路系統(tǒng)上還有待進(jìn)一步完善，對(duì)于心率參數(shù)輸出的精度還有待提高?；诖耍疚脑O(shè)計(jì)了一種基于中醫(yī)聞診的智能聽(tīng)診器心音信號(hào)采集系統(tǒng)，能夠有效提取心音信號(hào)，減小噪聲影響。

1 基于中醫(yī)聞診的智能聽(tīng)診器心音信號(hào)采集系統(tǒng)

1.1 系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)

系統(tǒng)選取了一款高性能16 Bit的定點(diǎn)DSP芯片TMS320VC5509A為核心主控芯片，該芯片內(nèi)集成了128 kB*16 Bit的SRAM，能夠有效實(shí)現(xiàn)對(duì)心音數(shù)據(jù)的處理，其具有性價(jià)比高、配套開(kāi)發(fā)資源豐富、低功耗等優(yōu)點(diǎn)。由于心音信號(hào)采集困難，系統(tǒng)心音傳感器是在普通聽(tīng)診頭的結(jié)構(gòu)上加入了振動(dòng)腔和麥克風(fēng)，以麥克風(fēng)的輸出為心音傳感器的輸出，實(shí)現(xiàn)微弱心音信號(hào)的準(zhǔn)確采集。供電電源采用低開(kāi)啟電壓的穩(wěn)壓源LD1117D，其能夠在設(shè)定溫度范圍內(nèi)有效保護(hù)系統(tǒng)的過(guò)溫與過(guò)流。通過(guò)TMS320VC5509A芯片將為系統(tǒng)供電的電源模塊、放大心音信號(hào)的音頻模塊緊密串聯(lián)在一起，實(shí)現(xiàn)外部存儲(chǔ)器的擴(kuò)展，達(dá)到多組數(shù)據(jù)保存的目的。SD模塊具有保存數(shù)據(jù)以及向上位機(jī)發(fā)送數(shù)據(jù)處理指令的作用，可以為心音信號(hào)的后續(xù)處理提供有力支撐，在USB模塊中，不僅可以提供電池充電功能，還可以利用其通信功能直接與上位機(jī)進(jìn)行交互[8-9]。在觸摸屏模塊構(gòu)建了具有交互功能的人機(jī)接口界面，可為各層用戶提供便利的使用條件，有利于推廣。系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)

1.2 音頻模塊設(shè)計(jì)

已知心音信號(hào)頻率的有效區(qū)間是20～180 Hz，在心音信號(hào)采集的過(guò)程中，常因聽(tīng)診器音源功率太小的問(wèn)題導(dǎo)致輸出信號(hào)的最大幅值大概只有50 mV，為解決這一問(wèn)題，研究前端信號(hào)處理電路，實(shí)現(xiàn)心音信號(hào)放大、低通濾波以及高通濾波。

1.2.1 信號(hào)放大電路

系統(tǒng)通過(guò)同向比例放大器LM741構(gòu)建放大電路，實(shí)現(xiàn)心音信號(hào)功率的放大。該放大器為內(nèi)部補(bǔ)償形式，不易損壞，較為安全，利用其構(gòu)建的放大電路具有較強(qiáng)的穩(wěn)定性能以及抗干擾能力等優(yōu)點(diǎn)，放大電路如圖2所示。

圖2 放大電路

電路構(gòu)建時(shí)采用21倍為前端放大倍數(shù)，R1、R2、R3分別為10 kΩ、10 kΩ、200 kΩ，已知放大倍數(shù)的公式為

(1)

則輸出電壓基本保持在1 V。

1.2.2 低通濾波電路

此處選取截止頻率f0=160 Hz的二階壓控電壓源低通濾波器，低通濾波電路如圖3所示。

圖3 低通濾波電路

其中，R4、R5均為10 kΩ，C1、C2均為100 nF，則截止頻率的計(jì)算公式為

(2)

1.2.3 高通濾波電路

為阻隔前置放大器的直流電壓、直流極化電壓等低頻噪聲，通常于前置放大器與后一級(jí)電壓放大器之間接入高通濾波電路[10]。此處選取截止頻率f0=20 Hz的二階壓控電壓源高通濾波器，高通濾波電路如圖4所示。

圖4 高通濾波電路

其中，R6、R7分別為11.254 kΩ、5.627 kΩ，C1、C2均為1 μF，此時(shí)，截止頻率的計(jì)算公式與式(2)相同。

1.3 數(shù)據(jù)處理模塊

該模塊是利用STM32開(kāi)發(fā)板內(nèi)ADC轉(zhuǎn)換模擬的心音信號(hào)為數(shù)字心音信號(hào)，完成數(shù)據(jù)的處理后將其投映在LCD模塊內(nèi)，同時(shí)利用DAC轉(zhuǎn)換數(shù)字心音信號(hào)為模擬心音信號(hào)，并利用揚(yáng)聲器實(shí)現(xiàn)播放。在此過(guò)程中，需要通過(guò)局部自適應(yīng)小波閾值函數(shù)模型對(duì)心音信號(hào)進(jìn)行收縮降噪，設(shè)定一個(gè)閾值對(duì)心音信號(hào)的小波變化系數(shù)進(jìn)行壓縮，通過(guò)重構(gòu)該小波變化系數(shù)達(dá)到為心音信號(hào)降噪的目的，局部自適應(yīng)小波閾值函數(shù)模型的定義為

(3)

其中，N為信號(hào)采樣點(diǎn)數(shù)，小波分解的方式采用db8小波基，l為層數(shù)值(此處為7)，j為閾值位置的層，s一般取值為大于等于2的整數(shù)。層細(xì)節(jié)小波系數(shù)魯棒估計(jì)公式為

(4)

具有微調(diào)作用的變化因子公式為

(5)

其中，高頻系數(shù)wj,k的點(diǎn)數(shù)通過(guò)n描述，median取值為中值，mean表示取平均值。得到雙變量閾值函數(shù)模型的公式為

(6)

其條件為

(7)

其中，0≤m≤∞，上、下閾值分別表示為λ2=(1+a)λ1、λ1，0≤a≤1。去噪時(shí)，新的雙變量閾值函數(shù)量化小波分解的每層高頻系數(shù)過(guò)程中可通過(guò)采用不同的a與m值得到更好的降噪效果。

1.4 心音分析模塊

1.4.1 建立單自由度模型(SDOF)

分析心音信號(hào)需要獲取心音信號(hào)的時(shí)域特征參數(shù)，例如心音信號(hào)波形S1、S2的時(shí)限、峰值，收縮期以及舒張期等。為獲取準(zhǔn)確性更高的心音特征參數(shù)，需要通過(guò)單自由度模型提取心音包絡(luò)，單自由度模型的示意圖見(jiàn)圖5。

圖5 單自由度模型

設(shè)m為模型的質(zhì)量，k為模型的彈簧系數(shù)，c為模型的阻尼系數(shù)，x(t)表示聽(tīng)診器記錄的心音輸入，得到心音輸出y(t)符合公式：

(8)

(9)

其中，p為共振頻率，ξ為阻尼率，為方便提取正常和異常的心音特征，令參數(shù)p/2=5～10 Hz，ξ=0.7～1.2。

1.4.2 心率參數(shù)提取

截取心音包絡(luò)信號(hào)中的兩個(gè)心動(dòng)周期，記錄其時(shí)域特征參數(shù)，并展開(kāi)心率分析計(jì)算。心率分析計(jì)算的步驟如下。

第一步 設(shè)置閾值線，過(guò)濾閾值線以下的偽峰值點(diǎn)，以防影響心率分析。

第二步 以閾值線為基準(zhǔn)搜索特征包絡(luò)中心音信號(hào)波形S1與S2的峰值。

第三步 定位S1和S2，并按照峰值的間隔時(shí)間濾除閾值線以上的偽峰值點(diǎn)。

第四步 通過(guò)相鄰兩個(gè)心音信號(hào)波形計(jì)算心率參數(shù)，心動(dòng)周期持續(xù)時(shí)間Tcycle=TS(舒張期)+TD(收縮期)，心率分析計(jì)算的公式為

(10)

最后輸出心率參數(shù)，完成智能聽(tīng)診器心音信號(hào)采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)。

2 實(shí)驗(yàn)分析

為驗(yàn)證本文系統(tǒng)的實(shí)用性、可靠性以及采集精度，運(yùn)用本文系統(tǒng)在某信號(hào)與信息處理研究室內(nèi)進(jìn)行心音信號(hào)的采集與分析。實(shí)驗(yàn)選取160名受測(cè)對(duì)象進(jìn)行心音信號(hào)采集，將其分為8組數(shù)據(jù)集，1～8組數(shù)據(jù)集中的數(shù)據(jù)量遞增。為量化本文系統(tǒng)的心音信號(hào)采集精度，實(shí)驗(yàn)選取了文獻(xiàn)[6]基于APSoC的異構(gòu)實(shí)時(shí)心音心電采集系統(tǒng)、文獻(xiàn)[7]基于MEMS的電子聽(tīng)診器信號(hào)采集傳輸系統(tǒng)以及本文系統(tǒng)對(duì)同一被測(cè)對(duì)象進(jìn)行心音信號(hào)的采集，在MATLAB軟件輸出被采集心音信號(hào)的波形，文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)采集到的心音波形幅度如圖6(a)所示，波形較為完整；文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)采集到的心音波形幅度如圖6(b)所示，波形不完整；本文系統(tǒng)采集到的心音波形幅度如圖6(c)所示，波形特征明顯。另外，其中其中文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)的采樣率設(shè)置為45 000 Hz，文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)的采樣率設(shè)置為9 000 Hz，本文系統(tǒng)的采樣率設(shè)置為50 000 Hz，略高于數(shù)字聽(tīng)診器。

系統(tǒng)的采樣率越高，則其單位時(shí)間內(nèi)采集到的心音信號(hào)波形越完整，心音信號(hào)的失真度較小。通過(guò)圖6可以看出，文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)采集的心音信號(hào)波形較為完整，采樣率略微低于本文系統(tǒng)；文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)采集的心音信號(hào)波形不完整，采樣率較低，抗干擾能力較差，其導(dǎo)致其心音信號(hào)的后期分析和心率提取受到影響，提取的心率參數(shù)精確度較低；本文系統(tǒng)采集到的心音信號(hào)波形的特征明顯，抗干擾能力強(qiáng)，采集的心音信號(hào)波形最完整。

(a) 文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)

對(duì)比3個(gè)系統(tǒng)的運(yùn)行時(shí)間，結(jié)果如表1所示。

表1 3個(gè)系統(tǒng)的運(yùn)行時(shí)間對(duì)比 單位：s

通過(guò)表1可知，文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)的運(yùn)行時(shí)間存在明顯的急劇上升狀況，而本文系統(tǒng)在所有數(shù)據(jù)集上的運(yùn)行時(shí)間都低于文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)和文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)，且變化緩慢，遠(yuǎn)優(yōu)于文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)和文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)，說(shuō)明本文系統(tǒng)的心音信號(hào)采集效率最高。

為確保本文系統(tǒng)采集心音信號(hào)輸出心率參數(shù)的正確性，分別采用3個(gè)系統(tǒng)對(duì)隨機(jī)選取的2位患有心血管疾病病人的心音信號(hào)進(jìn)行采集，輸出其對(duì)應(yīng)心率參數(shù)，結(jié)果如表2所示。

表2中，心血管疾病病人A的主動(dòng)脈瓣存在舒張期雜音，心血管疾病病人B的胸骨右緣第二肋間存在Ⅲ級(jí)收縮期吹風(fēng)樣雜音。文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)的采集平均誤差精度為5.07%，文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)的采集平均誤差精度為6.97%，本文系統(tǒng)的采集平均誤差精度為0.61%。本文系統(tǒng)采集的心音信號(hào)質(zhì)量較高，輸出的心率參數(shù)平均誤差精度也較低。在采集心音信號(hào)過(guò)程中，若采集的心音信號(hào)質(zhì)量偏低會(huì)引起心率參數(shù)輸出誤差過(guò)大，導(dǎo)致誤診，本文系統(tǒng)可保證心音信號(hào)采集和輸出的正確性，有效預(yù)防心血管疾病。

表2 受測(cè)對(duì)象心率參數(shù)表

設(shè)置測(cè)試心音信號(hào)的頻率從150 Hz變化至750 Hz，分析3個(gè)系統(tǒng)濾波器的濾波效果，結(jié)果如表3所示。

表3 濾波器參數(shù)測(cè)試

由表3可以看出，文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)、文獻(xiàn)[7]系統(tǒng)于450 Hz的通帶之內(nèi)，濾波器的系統(tǒng)函數(shù)均存在共軛極點(diǎn)，文獻(xiàn)[6]系統(tǒng)于300 Hz位置產(chǎn)生較小的振鈴現(xiàn)象，本文系統(tǒng)的450 Hz通帶整體都比較平坦；測(cè)試心音信號(hào)的頻率超過(guò)450 Hz后，本文系統(tǒng)濾波器的衰減速率也明顯低于其他兩個(gè)對(duì)比系統(tǒng)的衰減速率，說(shuō)明本文系統(tǒng)的濾波器可以更貼近理想幅頻特性曲線。

3 總結(jié)

心音信號(hào)能夠直觀呈現(xiàn)出部分心臟疾病，對(duì)其進(jìn)行分析能夠有效預(yù)防心血管疾病。心音信號(hào)的采集通常采用心臟聽(tīng)診的方式，在診斷過(guò)程中會(huì)因?yàn)獒t(yī)生的主觀判斷導(dǎo)致心音信號(hào)無(wú)法得到足夠的治療和合理地利用。本文設(shè)計(jì)開(kāi)發(fā)了一個(gè)基于中醫(yī)聞診智能聽(tīng)診器心音信號(hào)采集系統(tǒng)，由于實(shí)際條件的限制，心音數(shù)據(jù)庫(kù)的大部分內(nèi)容都源于網(wǎng)絡(luò)，不夠全面，希望在未來(lái)能夠建立一個(gè)完整而龐大的數(shù)據(jù)庫(kù)，令后續(xù)的研究可以得到一個(gè)有力支撐。