[电子设计精品] 教学用电子听诊器系统设计

[电子精品] 教学用电子听诊器系统设计 摘 要 心脏听诊教学是一个重要的部分，传统的听诊方法虽然简单，但往往难以捕 捉到人体内部脏器发出的一些微弱但非常重要的生物声，致使无法及时作出诊断， 在讲学过程中存在很多不便。本论文设计了一种可供多人同时监听的新型教学用 电子听诊器，由传感器、放大电路、工频陷波器、低通滤波器、高通滤波器、功 率放大电路、扬声器、波形转换电路、动态显示电路等模块组成。具有如下特色: 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;检测结果既可以 通过耳机监听，还可以用数字显示心率，利于教学使用。 关键词 电子听诊器，心音，信号处理，数字显示 Abstract Cardiac auscultation is an important part in medical education. Although the traditional auscultation methods are very easy, but they always cannot catch some biological sound which comes from Human organs and it is weak but very important. It causes that the users can’t make diagnose in time, and there are many inconvenience in the education. I have designed an electronic stethoscope which can be used by one to ten people for listening into the cardiac in my thesis. It was made up with voice sensor, amplifying circuit, 50Hz band trap, low pass filter, high pass filter, power amplifier circuit, speaker, waveform conversion circuit, LED display circuit and so on. It has many advantages such as the performance is stability, it is cheap for finished, it is simple for operation, and the result can be displayed by display circuit and so on. Keywords electronic stethoscope; heart sounds;signal process;digital display I 目 录 摘要 ……………………………………………………………………………………? Abstract……………………………………………………………………………………………? 1 绪论…………………………………………………………………………………………… 1 1.1 本课题研究意义…………………………………………………………………………1 1.2 国内外研究现状………………………………………………………………………… 1 1.3 虚拟仪器技术简介……………………………………………………………………… 2 1.4 心音检测的发展……………………………………………………………………………3 1.5 心音检测中存在的问题………………………………………………………………… 4 1.6 本章小结…………………………………………………………………………………… 5 2 电子听诊器系统的总体设计……………………………………………………………… 6 2.1 引言………………………………………………………………………………………… 6 2.2 系统技术指标和设计要求……………………………………………………………… 6 2.3 系统总体架构及总体设计…………………………………………………………6 2.4 各模块的设计方案……………………………………………………………………… 7 2.5 本章小结…………………………………………………………………………………… 8 3 心音信号的提取和放大…………………………………………………………………… 9 3.1 引言………………………………………………………………………………………… 9 3.2 心音的分类………………………………………………………………………………… 9 3.3 心音的生理意义………………………………………………………………………… 10 3.4 心音信号的采集………………………………………………………………………… 11 3.5 前置放大电路简介……………………………………………………………………… 13 3.6 AD620简介……………………………………………………………………………… 13 3.7 放大电路………………………………………………………………………………… 14 4 工频陷波器和低通滤波器的设计……………………………………………………… 16 4.1 概述…………………………………………………………………………………………16 4.2 双T陷波器的缺点………………………………………………………………………16 4.3 UAF42器件简介…………………………………………………………………………17 4.4 UAF42在50Hz双T陷波器中的应用………………………………………………18 4.5 50Hz陷波实际电路的调试…………………………………………………………… 19 4.6 仿真中使用的50Hz陷波器…………………………………………………………… 20 4.7 低通滤波器………………………………………………………………………………22 II 4.8 结论…………………………………………………………………………………………25 5 功率放大模块及扬声器………………………………………………………………… 26 5.1 功率放大模块…………………………………………………………………………… 26 5.2 TDA2030简介…………………………………………………………………………… 26 5.3 计算…………………………………………………………………………………………27 5.4 扬声器………………………………………………………………………………………28 6 施密特触发器实现波形转换…………………………………………………………… 30 6.1 比较器简介……………………………………………………………………………… 30 6.2 施密特触发器…………………………………………………………………………… 30 6.3 施密特触发器的应用……………………………………………………………………31 6.4 集成施密特触发器CC40106…………………………………………………………33 7 6位动态LED显示电路……………………………………………………………………35 7.1 引言…………………………………………………………………………………………35 7.2 单片机80C51…………………………………………………………………………… 35 7.3 定时器8155简介…………………………………………………………………………36 7.4 6位LED显示电路………………………………………………………………………37 8 系统电路图………………………………………………………………………………… 39 9 系统的可视化功能扩展……………………………………………………………………41 9.1 可视化设计总方案……………………………………………………………………… 41 9.2 LCD波形显示…………………………………………………………………………… 41 9.3 结论…………………………………………………………………………………………43 10 总结和展望………………………………………………………………………………… 44 10.1 调试结果及问题解决………………………………………………………………… 44 10.2 今后工作展望……………………………………………………………………………45 致谢…………………………………………………………………………………………………47 参考文献………………………………………………………………………………………… 47 附录:外文资料翻译……………………………………………………………………………49 A1.1 译文:电子听诊器………………………………………………………………………49 A1.2 原文:A kind of electronic stethoscope………………………………………………… 52 III 1 绪论 1.1 课题研究方向和意义 在医学教学中，听诊教学是一个很重要的环节，特别是心脏听诊器，为了使学员有实际感受，过去是由老师对病员进行听诊，然后再与自己的学员讲解心杂音的性质特点，再由学员在病人身上听诊。这种方式带来许多不便:首先老师讲时，学员没有同时听，效果不如边听诊边由老师讲解好;其次，由每位学员在病人身上轮流听诊所花费的时间长;并且更重要的是由每个学员在病人身上进行听诊给病人带来痛苦，极不方便，往往遭到病人反对。因此，极有必要设计一种供临床教学用的多人用电子听诊器。 沿用了多年的听诊器听诊心音，虽然方法简单，但往往难以捕捉到内部脏器发出的一些微弱但却非常重要的生物声，致使无法及时作出诊断，且诊断的依据主要根据医师的经验，准确性差。从另一个角度讲，人耳对声音的敏感是声强与频率的综合效应，因而一些病例特征难以捕捉，这就需要设计出一种新型电子听 []1诊器对听诊音进行定量准确的分析。目前国内外电子听诊器产品在价格，功能上的差异较大，而且没有视频显示,不利于教学,所以开发和研制功能完善、性能良好、价格低廉的新型电子听诊器具有重大意义。 1.2 心音国外研究现状 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。下面简述心音的产生机制。 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征，而且要研究心脏的振动力学问题。心音是人体最重要的声音信号之一。它是在心动周期中，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，将耳贴近胸壁或将听诊器放在胸壁一定部位所听到的声音。 正常人的心音有第一心音(S1)、第二心音(S2)、第三心音(S3)和第四心音(S4)组成(各个心音图参见图3.1第二条曲线)，一般成年人因第三、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，紧接着是心室的收缩。心动周期中，心肌收缩、瓣膜开闭、血流加速和减速对心血管壁的加压或减压作用以及形成的涡流等因素引起的 - 1 - 机械振动，通过周围组织传递到胸壁，产生的声音叫做心音。其中含有心脏的生理、病理信息，因此成为国内外学者研究的重要课题。 根据资料检索，当前国外对心音的研究主要有对心音信号传导和基本特征的理论研究，对采集到的心音信号用数字处理的方法进行时频特性的研究等。 与最优良的传统听诊器相比，电子听诊器可以使脏器等发出微弱的生物声放大数十倍，即使细微的声音也清晰可鉴，从而使医生不会错过任何有价值的线索，更加易于判断心肺等器官可能发生的病变。 电子听诊器设计采用相关的消噪技术，最大程度的降低环境噪音。新型电子 []2听诊器可对心音信号进行记录与显示。 目前，在国内对心音的分析仍处于初级阶段。随着生物医学工程在国内的发展，对心音的分析和研究将进一步深入。在国外，早在半个世纪以前，在国际生物医学界，尤其是美国、加拿大、日本和欧洲等国家和地区的相当一批学者就一直在从事心音的分析和研究，每年都有高质量的论文发表，部分成果已在临床上得到应用。 1.3 心音检测的发展 1.3.1 听诊器及其发展 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。 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。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。 1.3.2 电子听诊器 虽然传统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很难改进，而且一般的疾病通过传统听诊器可以判断，基本满足使用要求。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。具体讲述这些优点，与传统听诊器进行比较。 - 2 - 1.3.3 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Delphi 5.0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。 1.4 心音检测中存在的问题 (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; (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)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 - 3 - 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; (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第一心音(S1)幅度和心率，这不仅效率低，而且存在较大的人为误差; (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。 1.5 虚拟仪器技术简介 鉴于条件限制，本设计中使用软件进行仿真验证。 使用电路分析与实物仿真及印制电路板设计软件，它可以仿真、分析各种模拟电路与集成电路，软件提供了大量模拟与数字元器件及外部设备，各种虚拟仪器，特别是它具有对单片机及其外围电路组成的综合系统的交互仿真功能。 电路分析软件的主要功能主要功能是原理图设计及与电路原理图的交互仿真，ARES主要用于印制电路板的设计。 电路分析软件还可仿真各种电路和IC，并支持单片机，元件库齐全，使用方便，是不可多得的专业的单片机软件仿真系统。 电路分析软件应具备以下特点: (1)能够满足系统设计所提出的软件仿真系统的。 (2)具有模拟电路仿真、数字电路仿真、单片机及其外围电路组成的系统的仿真、RS-232动态仿真、C调试器、SPI调试器、键盘和LCD系统仿真的功能;有各种虚拟仪器，如示波器、逻辑分析仪、信号发生器等。 (3)可以支持的单片机类型包括:68000系列、8051系列、AVR系列、PIC12系列、PIC16系列、PIC18系列、Z80系列、HC11系列以及各种外围芯片。本论文采用单片机80C51系统实现6位动态LED显示电路。 (4)可以大量的存储器和外围芯片。总之该软件是一款集单片机和SPICE分析于一身的仿真软件，功能极其强大，可仿真51、AVR、PIC。 - 4 - 1.6 本章小结 毕业设计(论文)的主要内容和方法如下: 主要内容:首先了解毕业设计目的及要求，在此基础上画出电路方框图及原理图，然后设计并分析电路的以下各个模块(1)心音信号拾取部分;(2)信号放大部分;(3)噪声滤除(4)心率显示模块;(5)可视化扩展部分。并对电路进行仿真，记录仿真结果。 仪器功能:心音信号通过心音传感器采集，然后通过前置放大器放大微弱的生理心音信号，接着通过滤波电路消除噪声和高次谐波，利于判别杂音和附加音的区别及性质，滤波后波形分为两路，一路信号通过功率放大器后接扬声器，另外一路信号通过比较器变为数字信号，该信号再通过单片机和显示器，在LED上显示心率。结果，通过扬声器可以实现多人听诊，而且可以同时把心率显示出来。 本章阐述了电子听诊器研究目的和意义，心音国外研究现状和心音的组成、心音检测的发展以及研究所使用的方法和软件，规划了毕业设计的进度安排，提出设计目标，并对所使用的电路分析软件进行介绍。 - 5 - 2 电子听诊器系统的总体设计 2.1 引言 在医学的教学中。听诊教学是一个重要的部分。特别是心脏听诊。传统的听诊方法在讲学过程中很不方便。而且每个学员轮流听诊要花费较多课程时间，同时也会给病员带来不适应感;传统的听诊器还存在由于听筒问题导致使用者外耳道不适。音质易受干扰等问题。该电子听诊器具有如下特色: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;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。 2.2 系统技术指标和设计要求 []3系统的技术指标和设计要求是系统设计过程中必须始终遵循的要点。 信号技术指标:心音幅值:30—60mV;心音频率主要集中在600Hz以下;心率:正常人安静时平均为75次/分(60—100次/分之间)。正常心率可因年龄、性别及其他生理情况而不同。3岁以下的小儿正常心率在100次/分以上，胎心率正常范围为120~160。 系统设计要求如下: (1)易操作。因为教学用电子听诊器是在生物或医学实验中使用的，替代传统的听诊器教学，所需操作简单。 (2)低功耗。利于携带。 (3)低成本。电子听诊器如果成本过高，就会影响它代替传统听诊器，低成本可以使装置获得更多竞争力，便于推广。 (4)可靠性。教学用电子听诊器属于医疗器械，还可在医院使用，可靠性是设计的首要出发点。 2.3 系统总体架构及总体设计方案 电子听诊器由两大部分组成:监听部分和心率显示部分。具体由传感器、前置级电路、滤波器、比较器和计数显示电路组成。心音探头将人体不同部位的心 - 6 - 音、呼吸音生理声信号采出，转换成模拟的电信号，经初级放大输入到滤波模块，滤波模块对信号进行滤波预处理后送入主放大模块，信号从主放大模块出来分两路，一路送入主控模块进行A/D转换，将模拟信号转换成数字信号，在经过处理送入液晶显示模块进行波形显示，另一路送入功率放大模块，然后去驱动扬声器。 电子听诊器的设计思路如图2.1所示: 扬声器 功率放大器 传感器 放大电路 陷波器 滤波器 触发器 定时器8155 单片机 显示电路 图2.1 原理结构图 2.4 各模块的综合设计方案 本章主要介绍该系统的硬件电路设计，包括各模块器件的选择以及接口电路的设计。从功能上划分，系统电路主要可划分为以下几个模块:电子听诊器探头、信号调理电路(包括初级放大模块、滤波模块、主放大模块)、主控模块、液晶显示模块、功率放大模块。 心音信号是一种重要贡献的生理信号，含有关于心脏各个部分如心房、心室、大血管、心血管及各个瓣膜功能状态的大量病理信息。更值得一提的是，心音在心血管疾病的治疗中具有重要价值 ,是心血管疾病无创性检测的重要方法。无论图像技术发展到如何水平 ,听诊始终是心脏疾病检测的重要一环。几个世纪以来 ,一直采用声学听诊器来听诊 ,但是传统的听诊器缺点很多。其中一个非常严重的缺点在于不能储备及显示心音信号，在医学教学中难以做到多人共用。 该系统包括有心音传感器、心音前置放大电路、滤波电路、工频陷波电路、功率放大电路、扬声器、波形转换电路、以及LED显示电路。 其中，从滤波器电路出来的信号分两路分别进入功率放大电路部分和显示部分，分为两路输出。 - 7 - 2.5 本章小结 本章主要介绍电子听诊器系统的总体设计，分别介绍了系统的技术指标及设计要求、系统的总体框架。这些将为后面系统设计提供指导。 原理框图是设计的总体思路，在具体设计中，各个模块分别设计后进行匹配。由于各部分元器件都是小功耗。所以在元件选择时，应首先注意参数的选择。 - 8 - 3 心音信号的提取和放大 3.1 引言 信号采集是整个系统设计的第一步，在这个模块中采集系统首先要解决的问题是如何将心音信号装化为电信号，以便进行数字处理，能将心音信号转化为电信号的传感器成为声音传感器。要根据心音信号的频率特性来考虑怎样选择合理的传感器。首先要认识心音这一生物量的特性，其次要比较分析传感器的特性，最终使之匹配。 3.2 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。心脏某些异常活动可以产生杂音或其它异常心音。因些，听取心音或记录心音图对于心脏疾病的诊断有一定的意义。 第一心音:发生在心脏收缩期开始，音调低沉，相当于心电图上QRS波开始后0.02,0.04秒，持续时间较长，占时0.08,0.135秒左右。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，相当于心电图上T波终末部，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，相当于心电图上T波以后距S2为0.12,0.20秒，占时0.05秒，频率、振幅低。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。相当于心电图P波后0.18,0.14秒，振幅低。 心音发生在心脏活动的大致时间以及与心电图的对应关系可由图3.1得知。有图可以看出，第一心音和第二心音频率高、幅度大、持续时间较长，因此是辅 - 9 - 助心脏生理状况听诊的重要信息。 图3.1 心音的产生及分类 3.3 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(Cardiac Reserve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: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,P<0.001)。肖守中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(Phonocardiogram Exercise Testing, 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(Cardiac Contractility Reserve Index, CCRI)，并在国际上首次提出了“心力变异性的概念”，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(Cardiac Contractility - 10 - Change Trend, 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。 3.4 心音信号的采集 3.4.1 声音传感器的选择 心音由心脏传至胸壁，要经过许多中间介质，如心肌、肺脏和胸壁的肌肉、脂肪、骨骼等，由于这些中间介质的密度、弹性和频率等不同，故声波传导的速度、反射的大小不一。因此心音的传导比一般声音在单一介质中传导要复杂些。心音有一下几个特征: (1)心音的强弱，是由心音的振幅大小决定，振幅大心音强，振幅小则心音弱。根据声电转换方式的不同，心音需要放大几倍到几百倍。 (2)心音的频率反映为音调的高低，心音的频率约为1~1000HZ之间。一般将120HZ以上划为高频，120~80HZ之间为中频，30~80HZ之间为低频。把心音转换成电信号的装置就是心音传感器。 心音传感器根据声音的传递方式可以分成两种类型。第一种是空气传导型，例如电磁转换方式的心音传感器。这种传感器的原理是:胸壁的振动在空气室中产生音压，推动扬声器受压膜，使活动线圈在磁场中切割磁力线产生感应电势。第二种是直接传导型。这种传感器当在受到外力作用时，薄膜产生应变，使内部电荷发生相对移动，这样，在相对的两个面上将要感生出一个极性相反的面电荷，通常可以通过测量在两个面上的电荷间的电压来测量所产生的面电荷的大小，从而反映出心音的强弱。 由于心音频率为20~600Hz，肺音频率为100~1500 Hz，肠鸣音频率为20~1500 Hz，均在人耳所能听到的声音频率范围的低频段，因此选取有声音放大器麦克风话筒作为声音传感器。我们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、肺、肠音信号外，还要求它不受人声、工频信号的等的干扰，因此需要指向性为心形的传感器。 在声音传感器(话筒)中又有很多分类:驻极体式，动圈式和电容式。 驻极体式话筒:灵敏度高，价格低，但指向性不佳; 动圈式话筒:指向性好，但灵敏度欠佳，价格也较贵，且频率响应不够宽(最佳状态为40Hz~16KHz，而人耳的平均听力极限是20Hz~20KHz); 电容式话筒:全称静电容量变化型传声器，灵敏的最好，声音特性最为平坦，但是必须加以极化电压才能工作，容易受干扰，且价格较贵。 经考察，多次试验先例比较下，该设计中选用驻极体电容器话筒(ECM)。驻 - 11 - 极体电容话筒采用聚四氟乙烯材料作为振动膜片，这种材料经特殊电处理后，表面永久地驻有极化电荷，如图3.2所示。而图3.3为其等效电路图。 图3.2 驻极体电容传声器 图3.3 等效电路图 由驻极体电容传声器的等效电路图可知，当声波传到振膜时，振膜发声相应振动，导致电容器极板之间的距离d发生相应的变化，根据电容公式: ,,SS,roC== (3.1) dd 其中，,是该电容器的介电常数，是材料的相对介电常数， 是真空介电,, ro常数，S是电容器的有效面积，d是电容器两极间的距离。 由公式(3-1)可知，电容发生相应的变化。由于R的阻值很大，充电电荷Q来不及变化(大电阻导致放电过程缓慢)，从而导致电容两端的电压U也发生相应的变化，电容的变化量?C与电压的变化量?U满足下式: Q ?U= (3.2) ,C 这样就把声压力信号转化为电荷变量，最终转化为电压变量，既把声信号转化为电信号。该电压信号可被后级电路有效检测出。实际应用中，可以采用几个压电体串联的方法以获得更高的输出电压。这样可以在放大器的输入端获得较高的输入信号，有利于抑制干扰，获得更大的放大信号。 3.4.2 心音传感器的制作 心音传感器在制作时，考虑性能价格等因素，选用了通用的单人听诊器全铜听头部分。在听头耳把上套上二十公分长的医用橡皮管，对心音进行物理采集并增强，橡皮管的另一头挤压入一只微型驻极体话筒，话筒的两根导线用屏蔽电缆接到电路中，心音传感器对心音信号进行声电转换后的音频信号经过传声器的增强 - 12 - 之后输出。 3.5 前置放大电路简介 生物电信号十分微弱，在检测生物电信号的同时存在强大的干扰，如工频50Hz等干扰。前者主要是以共模形式存在，幅值可达几伏甚至几十伏，所以生物电放大器必须具有很高的共模抑制比。虽然，生物电放大器的前级增益不能过大，但是由于听诊信号本身的特性，该放大倍数已经能够满足听诊需要。由于信号源内阻可达几十KΩ、乃至几百KΩ，所以，生物电放大器的输入阻抗必须在几MΩ以上。综上所述，设计高质量的生物电放大器有许多技术困难。因此，设计高质量的生物电放大器一直受到国内外专家和学者所重视。 近年来，微电子技术得到迅猛的发展，市场上出现了许多高性能的集成化仪器放大器，为设计生物电放大器提供了充分的选择。然而，由于生物电信号检测的特殊性，直接采用集成化仪器放大器来作为生物电放大器，仍然存在许多问题，效果并不能令人满意。 从心音传感器输出的是非常微弱的交流小信号，根据我们使用的驻极体电容式传感器的灵敏度，心音信号的幅值为30~60mv,这种大小的信号不能满足滤波模块的要求，必须进行信号的初级放大处理。信号的初级放大采用的是集成运算放大器。它是一种高放大倍数、高输入阻抗、低输出阻抗的直接耦合多极放大电路，具有两个输入端一个输出端。可对交流信号和直流信号进行放大。外接负反馈回路后，输出信号与输入信号的运算关系仅仅取决于外接反馈网络与输入端的外接阻抗，而与放大器本身无关。本设计使用仪器用集成运放芯片AD620。集成化仪器放大器具有很高的共模抑制比和输入阻抗(AD620输入阻抗高达10GΩ)，因而在传统的电路设计中都是把集成化仪器放大器作为前置放大器。下面先描述AD620芯片的功能和特性，最后给出由AD620构成的实际前置放大电路。 3.6 AD620芯片简介 AD620是一种低功耗、低噪声、高性能的仪用放大器，特别适合做小信号的前置放大级，经AD620放大后的小信号失真度很小。AD620可以通过外接一个电阻改变其增益，范围为1到10000，可以很好地完成差分信号到单端信号的转换。其管脚如图3.3所示。 - 13 - 图3.3 AD620的管脚图 AD620的各管脚的作用意义是: 1、8脚RG端:外接调整电阻，通过其调节电压增益;2、3脚+IN、-IN分别为差分器输入的同相端和反相端，外接输入信号的两极(2接信号的负极，3接信号的正极);4、7是接外部电源的两极(4接电源的负极，7接电源的正极);5脚REF是输出参考电源端，一般情况下与地连接;6脚OUTPUT是放大后信号的输出端。 要注意的是:AD620得5脚的作用只能上拉/下拉输出电压。5脚作为参考端，一般情况下接地。当需要运用5脚拉高或降低输出时，可以接某一参考电压。但在这种情况下，要注意放大倍数的线性区不会因为5脚的改变来变化。例如+5V和-5V供电，5脚接地时，输出超过3.6V都为非线性段;当5脚接+1V时，这时同样是超过3.6V都为非线性段。 3.7 前置放大电路 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。 具体实现电路如图3.4: - 14 - 图3.4 前置放大电路 该芯片1脚与8脚之间接的电阻决定其放大倍数，放大倍数的计算公式如下: 49.4KG=+1 (3.3) RG 图中R为2.6K，经计算，该前置放大电路放大倍数为20。 G - 15 - 4 工频陷波器和低通滤波器的设计 4.1 引言 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。为了压制工业电源的干扰(如50Hz干扰)，经常要在输入电路中采用陷波电路。由于传统的双T陷波电路对元件的精度和对称性要求比较高，在实际中很难调试。文中介绍的由通用滤波器芯片UAF42构成的50Hz陷波电路克服了这方面的缺点。实验结果表明:基于UAF42设计的50Hz陷波器的频率响应达到了设计要求，具有调试方便、对元件精度要求不高的优点。 由UAF42设计的50Hz陷波器是电子技术已经成熟的电路，推出后已经被广泛应用在需要抑制工频干扰的各种设计中，在此借鉴其设计，使电子听诊器的系统设计更加简易。 4.2 设计双T陷波器的困难 目前广泛采用对称性双T阻容有源陷波器，它一般由一个低通滤波电路和一个高通滤波电路并联起来构成。其理论计算和设计都比较成熟。如图4.1所示，就是一个采用这种形式的50Hz 陷波电路。 图4.1 50Hz双T陷波电路 其限波点频率为: 11f= ? (4.1) N2,RC - 16 - 1Q= (4.2) (22-A),p Rf式中，A=1+。这类陷波器对于对称性的要求较高，元器件精度要求严格，,pR1 否则直接影响陷波频率和Q值。因此对制作工艺或筛选器件带来困难，而很浪费设计人员的时间。所以在本论文中，采用市场上的成品芯片UAF42来实现50Hz陷波。 4.3 UAF42器件简介: 陷波器的设计人员最困难的在于得到严格容差、低损耗、匹配的电容。UAF42通用有源滤波器克服了这方面的缺点。它可广泛应用于高通、低通和带通滤波器设计中。采用典型的状态变量(state-variable)模拟结构，内部集成了一个反向放大器和两个积分器。该积分器包括1000pF(0.5%)的电容，因此较好地解决了有, 源滤波器设计中获得低损耗(low-loss)电容的问题。 []4UAF42具有以下特点: (1)通用性强，可根据需要设计成高通、低通、带通和带阻滤波器; (2)设计简单，有关公司还为UAF42专门设计了一个软件，从而可以方便灵活地设计各种不同类型的滤波器; (3)具有高精度频率和高Q值; (4)片内集成有1000pF(0.5%)的电容; , (5)频率范围:0~100KHz。 它的内部原理与如图4.2所示: 图4.2 UAF42内部原理图 - 17 - 在有适当外围电路的情况下，UAf42可以实现高通、低通、带通滤波，原则上可以满足本设计的全部滤波功能。但该芯片造价较高，所以文中只用来实现50Hz工频陷波功能。 4.4 UAF42在50Hz双T陷波器中的应用 在实际使用时，市电频率往往有偏差，而且干扰强度也随使用环境不同而变化。因此采用两片UAF42进行两级双T陷波，带宽都是15Hz，二阶电路，陷波 []5中心频率分别为49.8Hz和50.2Hz。 对UAF42来说，这些参数已经由CAD软件FILTER42计算得出，该软件简化了基于UAF42的设计。设计人员只要根据具体的电路要求将参数输入到FILTER42中，该软件就可以计算出相应的元件值，并且可以仿真滤波器的输出效果。 陷波频率为49.8Hz时，软件计算用的参数选择为:陷波点为49.8Hz， 阻带宽度为15Hz，阶数为2，输入方式为同相输入。 陷波频率为50.2Hz时，软件计算用的参数为:陷波点为50.2Hz，阻带宽度为15Hz，阶数为2，输入方式为同相输入。最后计算结果如表4.1所示: 表1 电路参数计算结果 两个陷波器都采用软件提供的电路模型PP4，其电路模型如图4.3所示。 R22,= (4.3) nRRRCC1F1F212 此电路模型PP4采用同相输入方式，图3中C=C，具体电路中的外围元件1A2A 参数由表4.1中的计算结果给出。 - 18 - 图4.3 软件PP4电路模型 图4.4 基于UAF42芯片两级50Hz陷波电路图 4.5 50Hz陷波实际电路的调试 按照图4所示电路进行搭建，测试采用频率特性分析仪TD4011型。因为用了两级陷波电路，在电路中先对49.8Hz电路进行调试，然后对50.2Hz电路进行调试，最后两级合起来看情况调试。下面是加了屏蔽的测试结果。 按照设计的参数搭起来的电路由于元件误差达不到设计要求，所以进行了调 - 19 - 试，由式(4.3)可知在外接元件中，陷波器的陷波点只与R和R有关。所以F1F2在调试中各级只要调图(4.4)中的可变电阻R和R就可以了。最后通过调试得12 出的参数取值如下:对于49.8Hz，R=3.1225M，R=3.1227M。对于50.2Hz，F1F2 R=3.1167M，R=3.1195M(用电桥测量)，其它参数不变。 F1F2 调试结果为:先调49.8Hz，根据其幅频/相频曲线可以看出，它的阻带宽度为14.5Hz，Q值为3.43，中心频率大概是49.798Hz。在此频点上衰减了32.9dB。 再调50.2Hz，根据其幅频/相频曲线可以看出，它的阻带宽度为15.7Hz，Q值为3.2，中心频率大概是50.202Hz。在此频点上衰减了30.7dB。这与仿真设计要求差别不大。 对于50Hz的陷波滤波电路，屏蔽措施是很重要的。在调试过程中开始没有采取屏蔽措施，结果在49~50.7Hz的区间干扰很严重，特别是相位干扰尤为突出。而且相频/幅频曲线很不平滑。证明外界50Hz工频对电路的影响很大。 4.6 仿真中使用的50Hz陷波器 由于UAF42芯片在系统仿真软件Proteus中无法找到，所以在对该系统进行仿真时需要用其他电路代替。而使用UAF42芯片设计的陷波器由于在CAD软件FILTER42进行调试结果的准确性、以及在一些设计中应用得到的良好效果，所以仍保留在本论文的系统设计中。 4.6.1 仿真中使用的陷波器电路 为了使整个系统能够在仿真中得以实现，所以在这里，另外设计了一个50Hz工频陷波器。其电路如图4.5所示。 图4.5 50Hz双T陷波器 - 20 - 4.6.2 NE5532芯片简介 NE5532是一种双运放、高性能、低噪声运算放大器。相比较大多数标准运算放大器，如1458，它显示出更好的噪声性能，提高输出驱动能力和相当高的小信号和电源带宽。这使得该器件更适合应用在高品质和专业音响设备、仪器和控制电路、电话和手机放大器电路上。 教学用电子听诊器是高品质的教学仪器，因此选用了NE5532芯片。 NE5532的电气特征如下: (1)小信号带宽:10MHz; (2)输出驱动能力:600Ω，10V有效值; (3)输入噪声电压:5nF/Hz; (4)直流电压增益:约100dB; (5)交流电压增益:2.2V/mV(典型值); (6)频率带宽:140KHz; (7)转换速度:9V/us; (8)电源电压范围:20V ,3V-, 由NE5532的电气特性可知，其输入信号带宽、电流电压等参数都符合教学用电子听诊器的设计要求。 4.6.3 NE5532芯片引脚图和引脚功能: 图 4.6 NE5532芯片8脚引脚图 集成块NE5532在单电源和正负双电源条件下都能工作。只不过不同的供电条件下运放的管脚输出电压有差异:在单电源供电时， NE5532的管脚1，2，3，5，6，7脚输出电压为电源电压的一半，如第8脚(电源脚)电压为9V则上述各管脚电压为4.5V，第4脚为0V(接地端)，单电源供电的运放电路在无线话筒发射和接收部分大量运用。当运放块NE5532在正负双电源供电时，1脚和7脚输出为 - 21 - 0V，如输出直流电压意味着集成块可能损坏。单电源供电的运放需要为1，2，3，5，6，7脚取样供电。单电源运放在会议话筒和会议系统也大量运用，在无线话筒维修和会议话筒维修单电源供电的运放经常遇到。双电源供电的运放大量用于调音台和前置放大器及合并式功放前级。 在本论文的设计中，用的是NE5532在单电源条件下工作，且只有1/2个芯片被接入电路。 1该双T陷波器属于无源滤波器，如图4.1所示。其陷波频率为:F=。n2,RC ，，当F为50Hz时，代入公式:50=1/23.14RC,则RC乘积为0.001618123。把常n 用电阻R值送入调试，最终得出，当R=47K，C=0.068uF时，其陷波频率为50.6296,达到系统要求的陷波频率。 R31电路增益为G=1+，R指R接入电路部分，其放大倍数可调。 313R32 4.7 低通滤波器 4.7.1 引言 由前置放大器和50Hz工频陷波器输出的信号并不是纯粹的心音信号，在滤除工频干扰后，还夹杂着低频分量和高频分量。这些干扰，比如:心音传声器和皮肤的摩擦声、呼吸噪音、人体的干扰信号(肺音、肠鸣音等)和测量仪器所产生的干扰等，还可能来自前置放大器的失调漂移以及人体的活动因素，不仅会导致心音信号被淹没，也不利于后续电路的处理。 由于心音信号的频率范围为20~600Hz，由于下限频率较小，在实际设计中，可以不选用高通滤波器，只选用低通滤波器，滤除高频干扰信号。 4.7.2 低通滤波器 在本次的设计过程中，由于要用到滤波器，通过不断总结调试，制作了一个EXCEL表格，表格中的每个参数都是根据低通滤波器和高通滤波器的参数设计的。该表格针对一个低通滤波器和一个带通滤波器设计，有原始的滤波器设计图。只要根据需要输入相对应的参数，就能得到其他参数。该表格及其原始电路分别如表格4.1和图4.7所示。 - 22 - 表4.2 二阶巴特沃斯低通滤波器计算器 欧姆 R1=R2=R R= 赫兹 fc= 欧姆 R3= 欧姆 R4= fc=1/2pRC= #DIV/0! 赫兹 uF pF C1=C2=C=1/2PRfc #DIV/0! #DIV/0! C1=C2取值: Au,1+R3/R4= #DIV/0! Q=1/(3-Au)= #DIV/0! 图中假设R1=R2=R、电阻R3、R4和低通滤波器的设计要求上限截止频率fc、以及电容C1=C2的值都是已知的，要求的是实际可得的截止频率、低通滤波器的放大倍数、品质因数，以及C1、C2的准确值。 在EXCEL中输入相应的计算公式，每次调整一个已知量，都能得到相应的未知量。当输入R1=R2=R=600Ω，fc(希望值)=600Hz时，反复调整R3、R4和C1、C2的数值，直到fc(计算值)最接近于600为止。 图4.7 低通滤波器原始电路 - 23 - 根据教学用电子听诊器的系统设计，最重要的信号就是心音信号，所以要设置的低通滤波器的截止频率应设计为600Hz。虽然这次设计不能制作成品，但是为了听诊器的可行性，所以电阻值与电容值应设计为市面上已有的值。 经过反复输入计算，可以得到如下数据表格4.3: 欧姆 10000 R1=R2=R R= 赫兹 600 fc= 欧姆 1000 R3= 欧姆 1000 R4= 612 fc=1/2pRC= 赫兹 pF uF C1=C2=C=1/2PRfc 0.026539 #DIV/0! C1=C2取值: 0.026 Au,1+R3/R4= 2.00 Q=1/(3-Au)= 1.00 表4.3 低通滤波器元件值 在容阻值反复调整的情况下，可以得到的最接近的截止频率为612Hz，虽然不能十分精确，但已经能够满足系统的要求。该低通滤波器还有2倍的放大倍数。根据有源低通滤波器的传递函数可知，当滤波器的增益小于3时，滤波器才能稳定工作，大于三时，电路将自己振荡。所以放大倍数2能够满足要求。根据计算得到的元件值，最终得到如下仿真电路，如图4-8: 图4.8 低通滤波器仿真电路 - 24 - 4.8 结论 (1)50Hz陷波电路在需要接地测量的物探仪器中和生物电学实验中必不可少，为了压制干扰一般都要采用两级,50Hz陷波器串联，对50Hz陷波电路要求较高。要求在电力线频率波动的情况仍然有较好的陷波效果。 (2)仿真和试验结果表明:用UAF42器件设计的50Hz陷波器具有双T陷波电路同样的性能，可用在实际的物探仪器和其他需要50Hz陷波的仪器中。 (3)用UAF42内部集成了高精度电容，用其设计的50Hz陷波器具有调试方便，对元件精度要求不高的优点。 (4)TI公司的通用有源滤波器UAF42本身具有集成度高，可靠性高和设计灵活的特点，利用生产厂家提供的计算机辅助设计软件还可以提高UAF42有源滤波器的设计效率。 5)只要选择适当的容阻值，利用NE5532设计的双T陷波器陷波频率也可( 达到系统要求。 - 25 - 5 功率放大及扬声器模块 5.1 功率放大电路 功率放大电路是一种以输出较大功率为目的的放大电路。它一般直接驱动负载，带载能力更强。功率放大电路是一种能量转换电路，要求在失真许可的范围内，高效地为负载提供尽可能大的功率。一般的功放电路可以由两种方式实现:用分立元件组成或用集成器件实现。分立元件是电子电路的基础，一般的功放电路都能用分立元件实现，但由于使用分立元件所用的单个器件比较多，从而考虑的各种反馈电路和保护电路比较多，实现起来会相对复杂，由于电子技术的日益更新，集成器件发展的比较快，在一定程度上已经可以代替分立元件。所以选择用集成元件实现。 集成功率放大器不仅具有体积小、重量轻、成本低、外围元减少、安装调试简单、使用方便的优点，而且在性能上也优于分立元件。 在电子听诊器的设计中，使用集成功率放大器TDA2030与一些分立元件构成 []6功率放大电路。电路图如图5.1所示。 图5.1 功率放大电路和扬声器 5.2 TDA2030简介 TDA2030是德律风根生产的音频功放电路，采用V型5 脚单列直插式塑料封装结构。 图5.2 TDA2030 - 26 - 如图5.2所示，按引脚的形状引可分为H型和V型。该集成电路广泛应用于汽车立体声收录音机、中功率音响设备，具有体积小、输出功率大、失真小等特点。并具有内部保护电路。意大利SGS公司、美国RCA公司、日本日立公司、NEC公司等均有同类产品生产，虽然其内部电路略有差异，但引出脚位置及功能均相同，可以互换。 TDA2030A电路特点: (1)外接元件非常少。 (2)输出功率大，Po=18W(RL=4Ω)。 (3)采用超小型封装(TO-220),可提高组装密度。 (5)开机冲击极小。 (6)内含各种保护电路，因此工作安全可靠。主要保护电路有:短路保护、热保护、地线偶然开路、电源极性反接(Vsmax=12V)以及负载泄放电压反冲等。 (7)TDA2030A能在最低?6V、最高?22V的电压下工作。在?19V、8Ω阻抗时能够输出16W的有效功率，THD?0.1%。无疑，用它来做电脑有源音箱的功率放大部分或小型功放再合适不过了。THD:总谐波失真。是指用信号源输入时，输出信号比输入信号多出的额外谐波成分。谐波失真是由于系统不是完全线性造成的，它通常用百分数来表示。 TDA2030A引脚情况: 1脚是正相输入端;2脚是反向输入端;3脚是负电源输入端;4脚是功率输出端;5脚是正电源输入端。 5.3 计算 TDA2030A是同相放大器，经过前面信号处理电路的放大，以及扬声器的功率和阻值，来设计元件的数值。C=1uF，C=22uF，C=220nF，R=22KΩ，R=680Ω，7892218R=1Ω，输入信号Vin通过交流耦合电容C7馈入同相输入端1脚，设扬声器功率20 为18瓦，阻值8Ω，则R应为2KΩ。 19 Vin经功率放大器放大后得到的电压U加在扬声器上，扬声器得到的功率 PY o 按下式计算: 22UUY0PY== (5.1) RRLL 其中，U是加至扬声器两端的电压值，也即TDA2030A及其外围电路组成的Y 功率放大电路的输出电压值，R是扬声器的电阻值。 L 只要供给到扬声器的功率足够，扬声器就能将心音信号放大到理想的倍数。如果输入到扬声器的电流过小，则扬声器不能顺利发声或声音很小。 - 27 - 5.4 扬声器 5.4.1 扬声器概述 扬声器又称“喇叭”。是一种十分常用的电声换能器件，在发声的电子电气设备中都能见到它。扬声器在音响设备中是一个最薄弱的器件，而对于音响效果而言，它又是一个最重要的部件。扬声器的种类繁多，而且价格相差很大。音频电能通过电磁，压电或静电效应，使其纸盆或膜片振动并与周围的空气产生共振(共鸣)而发出声音。 按换能机理和结构分动圈式(电动式)、电容式(静电式)、压电式(晶体或陶瓷)、电磁式(压簧式)、电离子式和气动式扬声器等，电动式扬声器具有电声性能好、结构牢固、成本低等优点，应用广泛;按声辐射材料分纸盆式、号筒式、膜片式扬声器;按纸盆形状分圆形、椭圆形、双纸盆和橡皮折环;按工作频率分低音、中音、高音，有的还分成录音机专用、电视机专用、普通和高保真扬声器等;按音圈阻抗分低阻抗和高阻抗;按效果分直辐和环境声等。 5.4.2 电动式扬声器介绍 根据比较以及目前电子听诊器普遍成果，该教学用电子听诊器选用电动势扬 []7声器。电动式扬声器又称为动圈式扬声器，它是应用电动原理的电声换能器件，是目前运用最多、最广泛的扬声器，究其原因主要有三条: (1)电动式扬声器结构简单、生产容易，而且本身不需要大的空间，导致价格便宜，可以大量普及。 (2)这类扬声器可以做到性能优良，在中频段可以获得均匀的频率响应。而最终获得的音信频率范围为20-600Hz，正处于中频段。 (3)这类扬声器在不断改进中，几十年扬声器发展史，就是扬声器设计、工艺、材料不断改进的历史，也是性能与时俱进的历史。 但是此类扬声器的换能效率比较低，最多不超过5%，大多数电能转化为热能，散发到空气中去了。 电动式扬声器其形状大多是锥形、球顶形;锥形扬声器(cone speaker)的结构。锥形扬声器的结构可以分为三个部分: (1)振动系统包括振膜、音圈、定心支片、防尘罩等; (2)磁路系统包括导磁上板、导磁柱、导磁下板、磁体等; (3)辅助系统包括盆架、压边、接线架、相位塞条。 - 28 - 5.4.3 电动式扬声器工作原理 声音是由物体振动产生的，打开功放和CD机的电源，播放一段音频时，如果用手触摸锥盆，就会感觉到扬声器在发声时，其锥盆在前后震动。那么，扬声器是如何将输入扬声器的音频电流转换成锥盆的震动，从而发出可供听到的声音呢,这牵涉到如何将输入扬声器的电信号转换成振膜的机械振动。 根据法拉第定律，当载流导体通过磁场时，会受到一个电动力，其方向符合弗来明左手定则，力与电流、磁场方向互相垂直，受力大小与电流、导线长度、磁通密度成正比。当音圈输入交变音频电流时，音圈受到一个交变推动力产生交变运动，带动纸盆振动，反复推动空气而发声。 使电动式扬声器的振膜发生振动的力，即为磁场对载流导体的作用力，这个效应我们称它为电动式换能器的力效应，其大小由下式规定: F=B L I (5.2) 2式(5-2)中:B为磁隙中的磁感应密度(强度)，其单位为韦伯/米，牛顿/(安培.米)，又称为特斯拉(T); L为音圈导线的长度，即在磁间隙中的有效长度，单位:米; I为流经音圈的电流，单位:安培; F为磁场对音圈的作用力，单位:牛顿; 但是，在通电音圈受力运动的同时，由于会切割磁隙中的磁力线，从而在音圈内产生感应电动势，这个效应我们称它为电动式换能器的电效应，其感应电动势的大小为: е=Вiν (5.3) 式中:v为音圈的振动速度，其单位为:米/秒; е为音圈中感应电动势，单位为:伏特; 电动式扬声器力效应与电效应是同时存在、相伴而行的。根据左手定则，如果流经音圈的电流强度和方向均随时间不停变化，则点动力F也随之变化，音圈也随着F移动。随着电流强度和方向的变化，音圈就在磁隙中来回振动，其振动周期等于输入电流的周期;其振动的幅度，则正比于各个瞬间作用电流的强度。将音圈固定在纸盆上，并输入音频电流，则振膜在音圈的带动下产生振动，从而向周围介质辐射声波，实现了电声之间的能量转换。 - 29 - 6 施密特触发器 6.1 简介 由于声波图形类似于调幅波形，故需用检波电路把迅速变化的电压信号转变成变化较慢的直流电压信号。检波电路可分为峰值检波、平均值检波和均方根值检波。本电路中采用了峰值检波，它能给出一定时间间隔内的最大值。 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而且特别稳定。病人的一次心跳，计数器要计数几十次甚至几百次，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。只要滞回比较器的两个阀值电压的回差电压大于干扰的电压变化幅度，比较器输出端的机型、电压就不会变，这样就可有效抑制干扰信号。 6.2 施密特触发器 门电路有一个阈值电压，当输入电压从低电平上升到阈值电压或从高电平下降到阈值电压时电路的状态将发生变化。施密特触发器在电子电路中常用来完成波形变换、幅度鉴别等工作。电路具有以下特点: 第一:电路的触发方式属于电平，对于缓慢变化的信号仍然有用，当输入电压达到某一定值时，输出电压会发生跳变。由于电路内部正负反馈作用，输出电压波形的边沿很陡直。 第二:在输入信号增加和减少时，施密特触发器有不同的阈值电压。施密特触发器是一种特殊的门电路，与普通的门电路不同，施密特触发器有两个阈值电压，分别称为正向阈值电压和负向阈值电压。在输入信号从低电平上升到高电VV，-TT 平的过程中使电路状态发生变化的输入电压称为正向阈值电压，在输入信号从高电平下降到低电平的过程中使电路状态发生变化的输入电压称为负向阈值电压。 ,V,V正向阈值电压与负向阈值电压之差，称为回差电压，用表示(=-)。 VV，-TTTT 它是一种阈值开关电路，具有突变输入——输出特性的门电路。这种电路被设计成阻止输入电压出现微小变化(低于某一阈值)而引起的输出电压的改变。利用施密特触发器状态转换过程中的正反馈作用，可以把边沿变化缓慢的周期性信号变换为边沿很陡的矩形脉冲信号。输入的信号只要幅度大于vt+，即可在施密特触发器的输出端得到同等频率的矩形脉冲信号。只要施密特触发器的vt+和vt-设置得合适，均能收到满意的整形效果。 - 30 - 由CMOS集成的施密特触发器CD40106的电压传输特性曲线及逻辑符号分别如图(6.1a)和(6.1b)所示。 图6.1 反相输出施密特电路的逻辑符号及传输特性 6.3 施密特触发器的应用 施密特触发器的应用较广，其典型应用有:波形变换、波形整形与抗干扰、幅度鉴别。在教学用听诊器的设计中，由于要用单片机驱动LED显示器，对心率进行计数，所以要首先把心音信号这一模拟信号进行波形转换，换成方波信号。 6.3.1 施密特触发器的波形变换功能 利用施密特触发器状态转换过程中的正反馈作用，可以把边沿变化缓慢的周期性信号变换为边沿很陡的矩形脉冲信号。图6.2的例子中，只要信号的幅度大于，施密特触发器将由直流分量和正弦分量叠加而成的输入信号变化成同频率V，T 的矩形波。改变施密特触发器的和，就可调节V的脉宽。 VV0，-TT 图 6.2 用施密特触发器实现波形变换 - 31 - 6.3.2 阈值电压 由于施密特触发器有和两个不同的阈值电压，如果能使其输入电压能VV，-TT 在和之间不停地反复变化，就可以在它的输出端得到矩形波。由于不同的VV，-TT 施密特触发器阈值电压是不同的，所以，首先要了解施密特触发器怎样用门电路组成实现，通过门电路的计算得到阈值电压表达式。 由CMOS门组成的施密特触发器如图6-3所示。电路中两个CMOS反相器串接，分压电阻R、R将输出端电压反馈到G门的输入端，并对电路产生影响。 121 图6.3 CMOS反相器组成的施密特触发器 VDD,设CMOS反相器的阈值电压V，电路中RR。由图可知，G门的, 121TH2 输入电平V决定着电路的输出状态。根据叠加原理有: I1 RR22V+(6.1) =。。 I1VIVoR，RR，R1212 设输入信号G门V为三角波，当V=0V时，V?0V，G门截止，V=V?V，1III11o1oHDDG门导通，V=Vo?0V。输入信号V从0V电压逐渐增加，只要V,V，电路2oLII1TH保持V?0V不变。当V上升到V=V时，G门进入其电压传输特性转折区，此oII1TH1 时V的增加在电路中产生如下正反馈过程: I1 这样，电路的输出状态很快从低电平跳变为高电平，V?V。 oDD 输入信号上升过程中，使电路的输出电平发生跳变所对应的输入电压称为正向阈值电压，用表示。即由式(6.1)得: V，T R2V=V= (6.2) V。I1TH，TR，R12 - 32 - R1 =(1+)V(6.3) V TH，TR2 如果V继续上升，电路在V,V后，输出维持状态V?V不变。 I1I1THoDD 根据相同的原理，当电压开始有高电平下降，当降至V=V时，G门又进I1TH1入其电压传输特性转折区。同样可得: R1 =(1-)V(6.4) V TH-TR2 RR11 V=,?2 V, V (6.5) ,VV TTHDD，-TTRR22 由上述计算可知，改变R、R的比值即可调节回差电压的大小。而电阻值的12 大小决定着施密特触发器的阈值电压。 6.4 集成施密特触发器CC40106 经比较，选择集成施密特触发器CC40106，性能稳定，应用广泛。该集成芯片的引脚图如图6.4所示: 图6.4 CD40106 引脚图 引脚功能:2、4、6、8、10、12脚:数据输出端 1、3、5、9、11、13脚:数据输入端 14脚:正电源输入端 7脚:接地端 CD40106的极限直流供电电压值:,0.5至18V，建议供电电压3至15V。其直流电气特性如表6.1: - 33 - 表 6.1 CD40106的直流电气特性 人体心电信号是频率范围约为0.05-1000 Hz、幅度约为0-4 mV 的微弱信号，根据驻极体电容传声器的灵敏度，采集到的信号为0-60mV,经过前置放大电路20倍放大后，信号又经过50Hz工频陷波器的可调放大。设陷波器的组带宽为10Hz，则计算得到此处可放大1.9倍。由于功率放大部分是经过滤波在经过功率放大传输到扬声器的电路是另外一支电路，不经过该计数模块，因此功率放大没有影响到该部分的信号。在低通滤波器部分，信号又经过滤波器的2倍放大。 信号经过20×1.9×2的放大后，电压信号变为0-4.5V，根据表8-1可知，当V=5 DDV时，常温下的典型值为3.6V，在常温下的典型值为1.4V。此处的电压VV，-TT 信号已经可以满足集成触发器的跳变电压。 - 34 - 7 6位动态LED显示电路 7.1 引言 为了辅助听诊效果，在听诊器的终端要有一个具有储存与计数功能的模块，用来显示心跳次数，并短时间储存听诊结果。由施密特触发器构成的波形转换部分实现了将心音信号这一生理量转换为矩形波，即高低电平的设计，将这个矩形波送入计数器中，进行计数，并将心跳次数显示在LED屏上，使听诊结果更加直观。这一部分的核心当然是单片机，特能有效控制各个部分的正常运行。 7.2 单片机80C51 选用80C51单片机作为系统计数显示模块的控制部分，它属于MCS-51系列单片机，由Intel公司开发，其结构是8048的延伸，改进了8048的缺点，增加了如乘(MUL)、除(DIV)、减(SUBB)、比较(PUSH)、16位数据指 []8针、布尔代数运算等指令，以及串行通信能力和5个中断源。采用40引脚双列直插式DIP(Dual In Line Package)，内有128个RAM单元及4K的ROM。80C51有两个16位定时计数器，两个外中断，两个定时计数中断，及一个串行中断，并有4个8位并行输入口。80C51内部有时钟电路，但需要石英晶体和微调电容外接，本系统中采用12MHz的晶振频率。由于80C51的系统性能满足系统数据采集及时间精度的要求，而且产品产量丰富来源广，应用也很成熟，故采用来作为控制核心。 图7.1 80C51的封装图 - 35 - 80C51的引脚功能如下: (1) 电源及时钟引脚(4个) V:电源接入引脚; CC V:接地引脚; SS XTAL1:晶体振荡器接入的一个引脚(采用外部振荡器时，此引脚接地); XTAL2:晶体振荡器接入的另一个引脚(采用外部振荡器时，此引脚作为外部震荡信号的输入端)。 (2) 控制线引脚 RST/V:复位信号输入引脚/备用电源输入引脚; PD ALE/PROG:地址锁存允许信号输出引脚/编程脉冲输入引脚; EA/Vpp:内外存储器选择引脚/片内EPROM(或FlashROM)编程电压输入引脚; PSEN:内外程序存储器选通信号输出引脚。 3) 并行I/O引脚(32个，分成4个8位口) ( P0.0~P0.7:一般I/O口引脚或数据/地位地址总线复用引脚; P1.0~P1.7:一般I/O口引脚; P2.0~P2.7:一般I/O口引脚或高位地址总线引脚; P3.0~P3.7:一般I/O口引脚或第二功能引脚。 7.3 定时器8155简介 8155各引脚功能说明如下: RST:复位信号输入端，高电平有效。复位后，3个I/O口均为输入方式。 AD0,AD7:三态的地址/数据总线。与单片机的低8位地址/数据总线(P0口)相连。单片机与8155之间的地址、数据、命令与状态信息都是通过这个总线口传送的。 RD:读选通信号，控制对8155的读操作，低电平有效。 WR:写选通信号，控制对8155的写操作，低电平有效。 CE:片选信号线，低电平有效。 IO/M :8155的RAM存储器或I/O口选择线。当IO/M ,0时，则选择8155的片内RAM，AD0,AD7上地址为8155中RAM单元的地址(00H,FFH);当IO/M ,1时，选择 8155的I/O口，AD0,AD7上的地址为8155 I/O口的地址。 ALE:地址锁存信号。8155内部设有地址锁存器，在ALE的下降沿将单片机P0口输出的低8位地址信息及 ，IO/ 的状态都锁存到8155内部锁存器。因此，P0口输出的低8位地址信号不需外接锁存器。 - 36 - PA0,PA7:8位通用I/O口，其输入、输出的流向可由程序控制。 PB0,PB7:8位通用I/O口，功能同A口。 PC0,PC5:有两个作用，既可作为通用的I/O口，也可作为PA口和PB口的控制信号线，这些可通过程序控制。 TIMER IN:定时/计数器脉冲输入端。 TIMER OUT:定时/计数器输出端。 VCC:，5V电源。 7.4 6位LED显示电路 图7.2 6位动态LED显示接口 所谓动态显示，就是一位一位地轮流点亮显示器的各位(扫描)。对于显示器的每一位而言，每隔一段时间点亮一次。虽然在同一时刻只有一位显示器在工作(点亮)，但由于人眼的视觉暂留效应和发光二极管熄灭时的余辉，我们看到的确是多个字符“同时”显示。显示器亮度即与点亮时的导通电流有关，也与点亮时间长短和时间间隔有关。调整电流和时间参数，即可实现亮度较高较稳定的现实。 若显示器的位数不大于8位，则控制显示器的公共极电位只需要一个I/O(称为扫描口或字位口)，控制各位LED显示器所显示的字形也需要一个8位口(称为段数据口或字形口)。图7.2为四位共阴极显示器8155的接口逻辑图。8155的端口A作为段数据口(字型口)，经同相驱动器7407接显示器的各个极。 在对动态显示电路进行连接的过程中，首先要将输入经过8155转换成反相输出，再经过电阻连接到LED显示部分。而不能直接将显示器连到转换器。原因是: - 37 - 80C51的IO口输出电流极小(一般输出高电平时，电流最大是20uA)，而要维持一个普通LED正常发光需要5-10mA的电流，IO口没有这样的电流驱动能力。如果要实现正常的IO口功能，需要上拉一个电阻，即用一个电阻把P0口与正电源相连，电阻的大小可以选择100Ω。把LED换个方向，负极朝Q0~Q7口，正极串 []9一个100欧姆的电阻后，接5V电源。 对应图中的6位LED显示器，80C51单片机内部RAM中设置了6个显示缓冲单元79H~7CH，存放6位欲显示的字符数据。8155的端口A扫描输出总是有一位为高电平，以选中相应的字位。端口B输出相应位的显示字符段数据，使该位显示出相应字符，其它位为暗。依次改变端口A输出为高电平的位及端口B输出队赢得段数据，6位LED显示器就可以显示出缓冲器中字符数据所确定的字符。 - 38 - 9 系统的可视化功能扩展 9.1 可视化设计总方案 通过上面介绍的几个环节的处理，得到文章第八部分所示的系统电路图，已经可以满足教学用听诊的需要。但是，为了更直观的理解心音信号，最好应辅以心音波形显示。具体显示功能可由如下两种方案实现。 方案一:用示波器进行波形显示。示波器可以显示频谱和波形。 在信号通过放大、滤波等处理级后，该信号可被送入数字信号处理芯片的模/ 数转换口，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为准确。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。 不采用模/数转换芯片，将传入输出级的声音信号接入示波器， 在示波器屏幕可显示波形。 方案二:用液晶显示屏显示。下面简单介绍这种方案。 9.2 LCD波形显示 9.2.1 硬件选择及连接方式 首先:信号采样。 心音频率在20Hz,600Hz之间，根据香农(Shannon)采样定理，只要采样的频率高于或等于原来频率的2倍，就可以完整地重现原波形，因此选择的A,D转换器的转换速率应在1200Hz以上，故设计中选用了串行A,D转换器TLC0831。 信号采样电路的工作原理:把调理电路的模拟输出信号用A,D转换器变成数字量后，再由单片机送到液晶显示屏显示。 其次:液晶显示。 本系统选用了精电蓬远的QHl2864T点阵式液晶显示(LCD)模块。该模块由控制器T6963C、列驱动器T6A39、行驱动器T6A40及与外部设备的接口等部分组成，它既能显示字符(中文和西文字符)，叉能显示图形，还能够将字符与图形混 - 39 - 合显示。 LCD与单片机的接口方法分为直接访问方式和间接控制方式。直接访问方式是把液晶模块作为存储器接在CPU的数据线、地址线和控制线上，同时把它的数据总线接在89S52的PO口上，片选以及寄存器选择信号线由P2口提供，读写操作由单片机的读写操作信号控制。这种方式是以访问存储器的方式来访问液晶显示模块。间接控制方式不使用单片机的数据系统，而是利用它的I/O口来实现与显示模块的通信，即将液晶显示模块的数据线与单片机的P0口连接作为数据总线，另外3根时序控制信号线通常利用89S52的P3口中未被使用的I/O口来控制。这种访问方式不占用CPU的存储器空间，它的接口电路与时序无关，其时序完全靠软件编程实现。间接控制方式的速度较直接访问方式快，所以本设计中采用的是间接控制方式(具体连接如图9.1所示。 图9.1 LCD与单片机连接方式 9.2.2 显示系统运行流程 系统选用的LCD是在图形工作方式下，通过建立坐标系，利用位操作实现对心音波形的逼真显示。下面简单介绍液晶显示屏绘图编程的原理和波形连续显示。 系统选用的是128x64点阵式图形液晶显示模块。要绘制心音波形只要根据A/D转换来的数据在液晶显示器的对应位置上绘点显示。首先在液晶平面上建立如图9.2所示的显示坐标系。 - 40 - 图9.2 点阵显示坐标系 图中画出了液晶显示器在图形工作方式下液晶平面的每一处所对应的显示缓冲区地址情况，数据为十六进制，并建立以左下角为坐标原点的坐标系。这样坐标(X，Y)的值都为正值，简化了算法。其中x表示1,128个点(y表示各个点所对应的幅值。由于A/D采样的数值为0—255，而LCD的行取值为0-63，所以把幅值缩小一定的倍数，即Y=D/B，D为A/D采集的数字量，曰为该数缩小的倍数。由图可以看出幅值，f加1，显示缓冲区地址就减少IOH，从而得到缓冲区地址的表达式:K=X/8—10H$Y+0BFOH。而缓冲区地址字节中对应x除以8的余数的位就正好是要绘点的位置。只要利用位操作命令对它置位就可实现绘点。 把采集的数据存放在RAM中，RAM共存了8KB波形数据。而液晶显示器1次只能显示128个点，因此可以通过改变在RAM中读数间隔来控制波形的横向显示，即每显示完1个数据，RAM地址加?，通过改变?的大小来拉开或回缩信号波形(以便于观察。 如果相邻2个点的幅值稍有不同，2个点的距离就会分开，造成显示不连续，影响视觉效果。因而怎样使波形显示连续，是显示信号波形中一个很重要的问题。本系统中对这一问题的解决方法:在LCD上每显示完1个点后，判断它与前1个点的幅值差距(即y值值差，若大于8，就要在2点之间插入若干点(x值不变，只变y值)，使2点连续起来(然后再进行下1个点的显示。利用这种方法，可很好地实现心音波形的显示。 9.3结论 具有波形显示功能的教学用电子听诊器能够更直观地显示心音波形，视觉、听觉相结合，再以6位LED显示器显示的心率数据作为辅助，可以使诊断结果更加全面、立体化。该部分的设计只在理论上做出说明，不通过仿真来证明其可行性。 - 41 - 10 总结与展望 10.1 调试结果及问题解决 本设计的电路分为模拟与数字两大部分，由于没有用实际元件进行搭建，所以调试过程是在仿真软件上进行的。 模拟部分有前置放大电路、低通滤波、高通滤波、工频陷波器电路。 前置放大电路采用芯片AD620，采用芯片具有比采用电路电子元件更加优良的性能，所以在设计中尽量采用芯片。AD620外围电路简单，公式便于计算。 50Hz工频陷波器采用了两个设计方案，第一个是用UAF42芯片以及由生产公司设计的成品软件和50Hz陷波器。这部分原理简单易懂，可以用在实际应用中。但是由于在设计中需要连接系统电路，所以重新设计了陷波电路。该陷波电路是双T陷波电路，已经有较为成熟的电路可以应用在本设计中。 其中滤波器的调试是在函数发生器上选择相应的频率的信号作为输入，观察输出后的波形，如果能通过有用频率的信号，而抑制其它频率范围的信号，则表明滤波器能够达到要求，如果其截止频率不是设计需要的情况，则要对电容电阻进行更换，直到能够满足要求为止。 为了在进行滤波器的设计时方便调试，所以用EXCEL表格制作了一个低通滤波器计算器和一个带通滤波器计算器。这些计算器的原理即带通和低通滤波器的参数计算公式，利用计算器运算方便。本着能够使本设计顺利实现，所以在计算式尽量选用市面上已有的电容电阻值，通过多次计算和调试，已经收到了令人满意的结果。 数字电路部分单片机、74LS164、LED显示三部分。 在调试数字电路时，我把程序下载到单片机，用函数发生器产生的信号代替从放大器出来的心音信号输入ADC0809的IN0引脚。一开始结果无法正确显示，LED不能显示;而且单片机的振荡电路时振时不振。在网上查了这方面的问题后了解到:单片机时振时不振可能有这样两个问题，1.工作电压偏低，2.匹配电容值不正确。 本设计的在一开始直接将LED显示器连接到转换器，但是LED并不能发光。在查阅课本的80C51系统扩展部分后，发现论文中存在这样一个设计缺陷:转换器与LED显示器直接相连接，LED显示器又直接连在5V电压上。 原因是:80C51的IO口输出电流极小(一般输出高电平时，电流最大是20uA)，而要维持一个普通LED正常发光需要5-10mA的电流，IO口没有这样的电流驱动 - 42 - 能力。如果要实现正常的IO口功能，需要上拉一个电阻，即用一个电阻把P0口与正电源相连，电阻的大小可以选择1K。把LED换个方向，负极朝Q0~Q7口，正极串一个100欧姆的电阻后，接5V电源。 通过系统调试，我体会到无论是调试硬件电路，还是调试程序，“化整为零”的思想是极为重要的。像这次设计，一开始系统总是无法正常工作，这时就需要将系统分成几块小部分进行分析，才能找到问题，那种想一气呵成的思维是行不通的。 调试系统还需要认真思考、具有信心和耐性。因为实际工作中遇到的问题很难在书上找到现成的答案，因而需要像在黑暗摸索的精神，一方面要对成功满怀信心，同时又要具备接受反复挫败的韧性，当然我们的思考至关重要，它为我们的前进指明方向。 10.2 结论 心音信号是人体最重要的声信号之一，含有关于心脏各个部分如心房、心室、大血管、心血管及各个瓣膜功能状态的大量病理信息，许多心血管疾病还在早期没有阳性表现的时候会反映在心音信号上面。目前主要应用在心脏的临床诊断、监护和心脏听诊教学等。心音图在国内一些大医院已经出现，不过智能心音信号诊断系统还相当不成熟。心音信号相对来说比较复杂，这曾导致电子心音听诊相当长的时期内停滞不前，不过，随着数字信号处理技术的不断发展，特别是小波技术以及神经网络的快速发展，给心音信号的处理拓宽了前景。 第一心音幅值的大小与心肌收缩力强弱密切相关，在一定程度上可以反映心脏心力储备。根据这点本设计通过滤波，放大心音信号，在单片机中实现第一心音最大幅值的提取。 通过心音测量器的设计与调试，我对放大、滤波电路，单片机，A/D转换等知识有了更深层次的认识和理解，对实际的电路的设计思路以及调试方法有了一定的掌握，对相关电路设计的工具有了较好的运用能力。 在完成本设计的过程中，我认识到做事情，应该动脑筋认真思考，把事情分为几个部分，一部分一部分的完成。在具体电路的设计调试过程中，我把整个系统分成几个小的模块来分别设计，这样就可以使系统设计的难度降低一些，使每一步的设计思路变得更加明确和清晰，把复杂的问题变得简单了。这样做也便于在调试电路时查找电路的错误和改正。 本设计还有一些不完善的地方:心音信号包含许多频率成分，尤其是心杂音，其频率范围从0.5Hz到1000Hz。还有肺音、呼吸音、肠鸣音等有用心杂音里面也包含了许多有用的生理信息。但本设计最后只需要提取音幅值，所以把滤波电路 - 43 - 的上下限频率分别设置为20Hz和600Hz。最好应设计具有选频效果的模块，可以对不同频率的信号进行分别分析。 此外，本设计只是显示了心音的幅值。还可以把从主放大出来的心音信号分出一路送入一个功率放大电路，使出来的信号再去驱动扬声器。这样的心音测量器就具有视听效果，系统更加完善。在采集心音时，被测对象必须要尽可能屏住呼吸，保持安静以减少额外的噪音等，这些都是该系统中存在的缺陷，应该进一步改进。 - 44 - 谢 辞 本论文是在导师张泽全的悉心指导下完成的。张老师渊博的专业知识，严谨的治学态度，精益求精的工作作风，诲人不倦的高尚师德，严以律己、宽以待人的崇高风范，朴实无华、平易近人的人格魅力对我影响深远。导师对设计严格要求，他认真的态度使我深受鼓舞，也使我通过这次论文的写作收获到了意想不到的知识，不仅使我树立了远大的学术目标、掌握了基本的研究方法，还使我明白了许多待人接物与为人处世的道理。本论文从选题到完成，每一步都是在导师的指导下完成的，倾注了导师大量的心血。在此，谨向导师表示崇高的敬意和衷心的感谢～ 本论文的顺利完成，离不开各位老师、同学和朋友的关心和帮助。在此感谢我的同学们四年来对我学习、生活的关心和帮助。 参考文献 [1] 王大雄.ECG 放大器和 QRS 综合波检测器的研究[J].湖州职业技术学院学报.2004,1:88,91. 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