心音和脈搏是反映人體生理及病理的兩項重要指標，它們分別是診斷人體疾病的重要手段之一，具有非常重要的臨床意義。為此，對該領域的研究背景、研究現狀和發展趨勢進行了充分調研，認為現有系統一般是單獨的心音或者單獨的脈搏采集調理電路，但是由于心動是脈動的源，心音與脈搏本身就存在著嚴密的醫學聯系，單獨的心音或者單獨的脈搏采集調理電路，無法對心音和脈搏信號進行關聯分析提供大量可靠的數據樣本，因此本文詳細介紹了用通用器材制作心音、脈搏傳感器的方法以及信號調理電路的設計方案。
1 心音、脈搏傳感器的制作方法
1.1 心音傳感器選擇及制作
心音是人體最重要的聲信號之一。它是在心動周期中，由于心肌收縮和舒張、瓣膜啟閉、血流沖擊心室壁和大動脈等因素引起的機械振動，該振動通過周圍組織傳到胸壁成為可聽到的聲音。心音信號中含有關于心臟各個部分，如：心房、心室、大血管、心血管及各個瓣膜功能狀態的大量病理信息，是臨床評估心臟功能狀態的最基本方法。當心血管疾病尚未發展到足以產生臨床及病理改變(如ECG變化)以前，心音中出現的雜音和畸變就是重要的診斷信息。
1.1.1 心音傳感器的選擇
心音采集系統首先要解決的是如何將心音信號轉化為電信號的問題。由于心音信號的頻譜范圍在人耳所能聽到聲音的低頻段，約在20～600 Hz，因此可選用低頻響應較好的話筒作為心音傳感器。駐極體式電容話筒低頻特性能滿足要求而價格低，該設計中選用直徑6 mm的駐極體話筒。
1.1.2 心音傳感頭的制作
制作心音傳感頭時，選用了由江蘇魚躍醫療設備股份有限公司出品的單用聽診器全銅聽頭部分，在聽頭耳把上套上約20 cm長的醫用橡皮管，對心音進行物理增強，橡皮管的另一頭擠壓入微型駐極體話筒，話筒的兩根導線用屏蔽電纜接到放大電路中。
1.2 脈搏傳感器的選擇及制作
脈搏波是以心臟搏動為動力源，通過血管系的傳導而產生的容積變化和振動現象。當心臟收縮時，有相當數量的血液進入原已充滿血液的主動脈內，使得該處的彈性管壁被撐開，此時心臟推動血液所作的功轉化為血管的彈性勢能;心臟停止收縮時，擴張了的那部分血管也跟著收縮，驅使血液向前流動，結果又使前面血管的管壁跟著擴張，以此類推。這種過程和波動在彈性介質中的傳播有些類似，因此稱為脈搏波(Pulse Wave)。人體手指末端含有豐富的小動脈，它們和其他部位的動脈一樣，含有豐富的信息，用光電法拾取這些信息是無損傷方法，而且簡單易行。實驗表明，用紅外光電法通過指尖測量脈搏波是一種比較好的方法。
1.3 脈搏波測量電路
紅外光電法脈搏采集的基本方法是：發光二極管發出的光照射到手指上，被手指組織的血液吸收和衰減后由光敏二極管接收，由于手指動脈血在血液循環過程中呈周期性的脈動變化，它對光的吸收和衰減也是周期性脈動的，于是光敏二極管輸出信號的變化也就是周期性變化，反映了動脈血的變化。
光電傳感器按光的接收方式可分為透射式和反射式兩種。透射式的光源與光敏接收器件對稱布置于手指兩邊，從光源發出的光穿過皮膚進入深層組織，除被皮膚、色素、指甲、血液等吸收及反射外，還有一部分會透射出去到達光敏二極管。這種方法可較好地指示心律的時間關系，并可用于脈搏測量，但不適于精確度量容積;反射式的是測頭當中的發射光源和光敏器件位于同一側，接收的是漫反射回來的光，該信號可精確地測得血管內容積變化。該方案采用了透射型指套式光電傳感器。發光二極管采用紅色單色光，傳感器做成遮光指套式，減少了外界光的干擾，使用方便，靈敏度高，性能穩定。在光源電路中，關鍵是要保持發光二極管發射光強穩定，即要保證流過發光二極管的電流恒定，因此采用了一個恒流源電路，從系統結構考慮它由單電源供電，R1和D保證了偏置電壓的穩定，電路如圖1所示。
2 心音、脈搏調理電路的設計
心音和脈搏傳感器輸出的信號微弱并往往夾雜著噪聲干擾，所以必須要進行濾波和放大處理，由于是交流放大器，所以在信號調理電路中選取了電源電壓范圍寬，靜態功耗小，可單電源使用，價格低廉的集成運放LM324。
2.1 心音調理電路的設計
2.1.1 心音前置放大電路
為同相放大電路，在輸入端加了無源高通濾波，濾除極低頻干擾。通過調節R7的大小就可以獲得所需的放大倍數，放大倍數為1+R7/R6。
前置放大器輸出的信號并不是純粹的心音信號，其中夾雜著工頻干擾和其它低頻分量。這些干擾，比如：心音傳聲器和皮膚的摩擦音、呼吸噪音、人體的干擾信號和記錄儀器所產生的干擾等，不僅會導致心音信號被淹沒，也不利于后續電路的處理。因此首先用一個8階壓控電壓源高通濾波器來濾除這些干擾，高通濾波電路的截止頻率為15 Hz，如圖3所示。
從高通濾波電路中出來的心音信號，還混有較高頻率的傳聲器與人體皮膚摩擦所產生的干擾等，所以有必要在高通濾波器后進行低通濾波。為達到較好的濾波效果而又不使電路過于復雜，設計了一個二階壓控電壓源(VCVS)低通濾波器。該低通濾波器的截止頻率選為600 Hz時比較合適，電路如圖4所示。
圖4 低通濾波電路
2.1.3 可調放大電路
經過高通、低通濾波電路，最終把600 Hz頻段范圍的心音信號提取了出來。但由于不同人的心音信號幅度不同，在前置放大器的基礎之上又加了一個可調的放大器。這樣通過手動調節，使輸出信號幅度使用相當方便。對正常人來說，該部分放大倍數選為10～20倍即可，如圖5所示。
2.2 脈搏調理電路的設計
脈搏調理電路也由3部分組成。前級為由一個隔直低通反向放大器，以去除直流和極低頻干擾，并抑制高頻干擾，并對50 Hz工頻有初步的衰減，同時對有用的脈搏信號進行了放大。設置此級的放大倍數為10倍，截至頻率范圍為0.05～20 Hz，如圖6所示
圖6 脈搏調理電路
放大倍數A=R5/R3，選取R3=100 kΩ，R5=1 MΩ。同時為消除偏置電壓，在正輸入和地間接入R4=100 kΩ。低通截止頻率設為20 Hz，R5=1MΩ，選取C4為6 800 pF，截止頻率約為23 Hz。
濾波部分采用三階巴特沃斯低通濾波器，如圖7所示，設置截至頻率f=20 Hz，根據歸一化方法查表選擇R7=R8=R9=100 kΩ，C6=0.47μF，C7=0.033μF，C8=0.033μF。該低通濾波電路保留了有用的脈搏低頻信號，對50 Hz工頻等噪聲進行了較大的衰減。
2.2.1 后級放大電路
采用可變增益反向放大電路，反向放大器由于電阻最大取值不能超過10 MΩ，如果要提高反向放大器的輸入阻抗，則電路的增益就要受到限制。該系統采用的反向放大器可以避免這種限制，既有較高的輸入阻抗又可取得足夠的增益。如果選取R13遠大于R14，R15，則放大器的增益可用下式近似計算：
R11=100 kΩ，R13=1 MΩ，R15用10 kΩ的電位器，R14=1 kΩ。R13，C9構成低通濾波，截止頻率為20 Hz，根據式(1)增益可調范圍為11～110倍，電路如圖8所示。
3 實驗結果
該電路通過對人體心音和脈搏信號進行采集和調理后，用示波器觀察到的兩路信號如圖9和圖10所示。
4 結語
現該電路已采集了大量可靠病例和正常心音脈搏數據。使用表明，該電路穩定可靠，結果理想。這也為后續進行數字化轉換和PC機顯示、分析奠定了基礎。