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柔性可持续穿戴的肺音信号监测听诊贴研究

2024-05-11 57 上传者：管理员

摘要：针对当前数字听诊器在长时间穿戴监测方面的不足，研制了一种具有可延展电路结构、可紧密贴合的柔性肺音无线听诊贴。对听诊贴的前端进音腔室、体表贴合性、可延展电路结构的力学—电学性能以及信号降噪方面展开研究。结果表明：该柔性听诊贴可贴合体表，可延展电路在体表动态环境中力学—电学性能稳定，最后对采样的肺音信号经过小波阈值降噪后信噪比显著提高，实现了持续动态监测的可穿戴数字化听诊，可为后续肺部的持续诊疗工作提供一定的研究价值。

关键词：
可穿戴器件
小波分析
数字听诊器
柔性电路
肺音信号
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由于传统机械式肺音听诊体表采集的肺音信号信噪比低，并且依赖医生主观经验判别，在高强度工作下容易产生漏诊、误诊等问题。因此，研制一种可长时间监测、紧密贴合体表、无线式听诊设具有一定医疗价值[1,2,3,4]。

当前数字听诊器方面的国内外研究，主要有郭俊飞[5]采用集成化心肺音传感器设计听诊系统，实现低噪声放大、高频采样等功能；孔春秀、李海霞等人[6,7]基于MEMS技术设计了用于低频振动、低信噪比心音信号采集的传感器敏感单元，实现了心音低频振动响应、高信噪比采集的效果。但以上研究的听诊器前端采用刚性结构，无法较好贴合体表，在信号采集过程易受人体运动伪影噪声干扰。在国外听诊器的最新研究中，大多以研制捆绑穿戴式的高灵敏传感器而实现听诊器的可穿戴性，如：Yilmaz G等人[8]采用压电薄膜作为敏感元件，研制出高灵敏度拾音传感器，集成到专用服装中，实现了肺音信号的长时间可穿戴监测；Chen H等人[9]针对心肺音的微弱信号放大问题，设计非对称间隙悬臂梁放大和电路信号放大的二级系统，实现了心肺音信号一个数量级提升的高灵敏检测。以上听诊设备的捆绑式穿戴法未考虑体表贴合以及电路结构的可延展性，限制了听诊器在体表长时间、运动动态监测方面的应用。

本文针对肺音采集的进音方式、长时间动态监测问题，设计了一种柔性无线听诊贴，测试并分析了柔性听诊前端的进音腔体结构、信号电路抗干扰能力和可延展性电路结构的力学—电学稳定性，最后总结了本文研究工作的优势。

1、系统结构

柔性听诊贴肺音采集系统的结构设计和关键工作等内容如图1所示。听诊贴设备采用柔性印刷电路(flexible printed circuit, FPC)技术打印，结合硅胶软材料封装用于长时间肺音监测工作。图1(a)展示了听诊贴组成结构和电子元件的分布细节；图1(b)所示的听诊贴具有灵活的延展特性和可贴合特性，模拟人体皮肤的动态对听诊贴电路结构进行韧性仿真，稳定的“S”型走线结构使电路铜箔层应变在0.3 %以下，没有断裂风险，可长时间穿戴于体表；图1(c)所示为听诊贴系统的整体构架，肺音声源信号通过拾音腔物理放大后被麦克风传感器采集，经过信号调理电路和模数转换处理后，通过nRF52832蓝牙芯片实时传输给接收端进行数据处理。接收端由蓝牙Dongle和个人电脑(PC)组成，蓝牙Dongle将接收的信号以通用异步收发传输器(universal asynchronous receiver transmitter, UART)串口协议方式传输至PC端实现信号的降噪、存储等功能。

图1柔性听诊贴的整体结构及工作流程示意

2、材料与方法

2.1采声前端设计

如图1(a)所示，采声前端由拾音传感器和放大腔室组成，肺音信号在具有放大作用的腔室内通过空气振动被拾音传感器捕捉，实现信号采集工作。因此，拾音传感器选型和放大腔室结构将直接影响肺音信号质量的优劣[5]。

肺音信号分布于100～1 500 Hz频段内且信号微弱，故需要使用高灵敏度麦克风作为拾音传感器。经对比分析，选择型号为OB4015L的驻极体电容式麦克风作为拾音传感器，其直径为4 mm,厚度为1.7 mm,灵敏度为-28 dB,信噪比高达62 dB,频率范围在50～16 000 Hz,完全满足设计要求。

本文经过对3种结构的仿真对比实验，设计出上孔直径4 mm、上孔深4.5 mm、腔室底部直径2 cm且整体高度为7 mm的锥形上孔进音结构拾音腔，将麦克风拾音传感器放置腔室末端小孔处组成肺音采集前端。

2.2柔性可延展结构设计

柔性电路板由粘合剂、聚酰亚胺薄膜、铜箔等部分组成。在该材料薄膜中通过印刷电子技术嵌入以压延铜箔为导体的电路设计，从而形成了可弯曲的柔性电路板。

听诊贴的延展特性一方面来源于柔性电路板的制作工艺，另一方面来源于“S”型曲线电路设计和软硅胶封装的外壳设计。如图2所示为“S”型曲线电路的结构分解，在图2中麦克风采集模块与核心主控模块被“S”型曲线电路所连接，这种“S”型延展电路设计有效地消除了区域弯曲和延展性问题，提供稳定的体表接触，从而减少噪音的输入。听诊贴中约50 %的面积用于“S”型可延展电路设计，该可延展区域长5 cm,宽2.5 cm,“S”型路径边框的边宽为2 mm,弯曲弧度角为254°,采用该弧度角结构的延展电路最长可拉伸至自身长度的15 %左右处，能较好应付皮肤的动态延展变化。

图2听诊贴延展电路结构分解

听诊贴的外壳采用ECO-FLEX—30软硅胶材料进行包裹封装，该材料固化后质地柔软、结实，断裂伸长率可达到900 %。为了包裹电子元件防止电路损坏，调制厚度为2 mm的硅胶覆盖柔性电路板，形成软硅胶外壳，底部附着导电水凝胶耦合层将设备贴合弯曲的人体皮肤，最后在顶部使用医用透明敷贴以覆盖贴合的方式固定听诊贴，提供了紧实的皮肤黏附作用，防止设备滑落的同时也保证听诊采样腔室的气密性。

2.3无线肺音信号采集系统设计

2.3.1信号调理电路设计

本文选用低噪声运算放大芯片OPA2335设计信号调理电路，电路结构上可分为二阶低通滤波器、二阶高通滤波器及放大电路，信号调理电路如图3所示。

图3信号调理电路

首先为保证采集信号在AD采样量程内，利用R5和R10抬升电压，其次为保证信号不失真，利用运放U5A与U5B构建初级和次级同相放大电路对毫伏级别的肺音信号放大15倍处理。为了降低坏境音等高频干扰，利用运放U6A构建二阶巴特沃斯低通滤波器，截止频率如式(1)

f=1/2πRC (1)

式中f为截止频率，R为滤波器电阻，C为滤波器电容。由式(1)取C=C19=C20=10 nF,计算出R=R12=R13=8 kΩ,即设计出截止频率为2 kHz的二阶巴特沃斯低通滤波器；同时，为了降低心音等低频干扰，利用运放U6B构建二阶巴特沃斯高通滤波器，根据式(1)取C=C17=C18=1μF,计算出R=R14=R15=3.2 kΩ,即设计出截止频率为50 Hz的二阶巴特沃斯高通滤波器。最后，级联低通滤波器、高通滤波器与放大电路构成信号调理电路，确保肺音信号的有效通过。

2.3.2系统软件设计

系统的信号采集工作由nRF52832低功耗蓝牙芯片的软件定时PPI机制实现，该机制对采集事件的调用无需CPU的参与，能极大地减少CPU负载，保证系统运行稳定性与任务触发的及时性。根据肺音信号的频率特性，设计程序的采样率为5 kHz,即设定定时器每200μs调用1次ADC采样事件，当定时时间到，采样事件被使能，启动采样，随后检验数据缓存区是否溢出，若溢出则表示采样完成，将数据发送，等待下一次溢出。

数据传输功能由蓝牙协议规定实现，蓝牙协议由控制层、规范层和应用层构成，在开发过程中，与用户直接相关的主要是应用层和规范层中的通用访问配置文件(generic access profile, GAP)和通用属性配置文件(generic attribute profile, GATT)。设置文件的相关广播参数配置以实现数据的稳定传输，具体参数配置：广播名称为Lung_Soundo,连接间隔为l～3 s,从机潜伏周期为0,连接超时时间为15 s,广播间隔为156.25 ms,连接事件长度为6.25 ms, MTU为276Bytes,广播数据包为23个。经多次调试实验后，参数配置可有效减少信号丢包卡顿现象的发生。

3、结果与分析

3.1采声腔室仿真分析

如图4(a)所示，为了对比3种结构的采声效果差异，本文使用COMSOL仿真软件对其声学特性进行有限元分析，首先构建3种腔室结构的模型(尺寸),再使用压力—声学模块的频域研究进行仿真实验，设置腔体内部实体为空气，使用平面波辐射，入射压强为2 Pa,波的频率为50～1 500 Hz。

分析结果如图4(b)所示，锥形和扁平式上部进音结构的腔室随着频率的增加，最大声压也呈上升趋势，其中锥形上部进音结构腔室的最大声压变化在4.01～4.10 Pa之间，相比较其他2种结构的腔室，该结构对声源放大的趋势更陡峭，其放大能力更强。并如图4(a)所示，在锥形上部进音结构的顶端小孔处，声源得到最大化放大，故根据仿真数据可判断，若将麦克风拾音传感器放置于锥形上部进音结构的腔室顶端小孔内，肺音采集效果更好。

图4听诊腔室结构的仿真对比分析

3.2可延展性电路结构测试

使用有限元仿真软件对本文设计的柔性电路板进行力学仿真。针对仿真结果对柔性电路板进行延展性疲劳实验，检测其电学性能变化，防止电路电阻变化过大而影响设备正常运行。本文使用江苏东华分析仪器有限公司研制的DH7003型电化学工作站进行听诊贴的电学性能检测，添加线性伏安法测量实验，设定输入电压范围为0～4 V,持续时间为60 s,在输入电压变化过程中，电化学工作站自动检测电路电流值，从而可计算出电路电阻的变化情况。

图5所示为柔性电路板的拉伸、压缩、弯折测试及其电阻变化情况，在测量过程中，将柔性电路板一端固定，另一端使用镊子重复拉伸、压缩和弯折动作，直至测量结束，电路电阻稳定在0.67Ω左右，柔性电路板的延展性动作不会对电路电阻产生较大波动，其电阻变化率可忽略不计，故上述动作对电路的电学性能不会造成影响。

图5听诊贴电路电学稳定性测试与分析

3.3调理电路性能分析

为保证信号调理电路稳定性，将设计好的电路使用Multisim软件进行交流分析。设置动态仿真频率为1 Hz～100 kHz,测试结果如图6所示，信号调理电路在-3 dB处的响应频率为49.7 Hz和2 kHz,因此，该电路频率带宽为50 Hz～2 kHz,能满足对肺音信号的采集要求，并且在100～1 500 Hz频带内，信号幅值变化为1倍左右，肺音信号不受失真的影响，故该电路能满足设计要求。

图6调理电路性能仿真

3.4肺音信号小波阈值降噪

首先在心肺音混合的原始信号中将肺音信号作为噪音阈值滤除，得到较为纯净的心音信号；接着将原始信号减去心音信号；最后得到较为纯净的肺音信号。

在多次参数试验后，本文选择db8为小波基函数，将肺音信号进行小波5层分解，各层细节分量如图7所示。选用软阈值降噪方式，阈值函数如式(2)所示

式中x,w为去噪前后的小波变换系数；sign为符号函数；λ为阈值。

图7小波分析各层细节下载原图

其中，阈值λ使用自适应阈值[10,11],阈值定义如式(3)所示

式中 σi为噪声水平估计值，N为信号长度，l为分解层数，i为阈值所在层，bi为每层的小波系数。信号经上述方式处理后，有效去除了心音干扰，降噪效果如图8所示。

图8降噪前后对比

4、结论

本文针对当前数字听诊器在可穿戴和长时间动态监测方面的问题，设计了一种可长时间监测的柔性无线肺音听诊贴。从进音采集腔室选择、贴合体表的黏附设计、电路结构的可延展性以及肺音信号的降噪提纯等方面进行了测试和分析，结果表明，柔性无线听诊贴可以紧密贴合体表、支持动态下电学性能稳定的低功耗肺音信号采集，解决了当前手持式数字听诊器无法长时间实时监测的问题，并且对包含心音干扰的肺音信号降噪分离，使得肺音信号信噪比得到明显提升。

参考文献:

[1]黄梅,刘洪英,皮喜田,等.便携式低功耗电子听诊器设计[J].传感器与微系统,2017,36(10):77-84.

[4]王毅德,程洁,姚飞,等.基于嵌入式系统的多功能便携式电子听诊器[J].传感器与微系统,2021,40(3):65-68.

[5]郭俊飞.基于STM32的可视化呼吸音听诊系统开发[D].大连:大连理工大学,2018.

[6]孔春秀,李欣宁,赵俊庆,等.基于MEMS声振传感器的电子听诊器[J].传感技术学报,2021,34(8):1139-1142.

[7]李海霞,张国军,任勇峰.基于MEMS电子听诊器的冠心病心音检测[J].微纳电子技术,2020,57(8):657-664.

[10]秦国瑾,吴昭萍,王馨平,等.基于小波变换的呼吸音降噪新方法研究[J].现代电子技术,2016,39(3):18-22.

基金资助:国家自然科学基金资助项目(12072048,11532003);湖南省高新技术产业科技创新引领计划资助项目(2020SK2018);常州市科技支撑计划资助项目(CE20215028);

文章来源:黄晨凯,车波,刘磊,等.柔性可持续穿戴的肺音信号监测听诊贴研究[J].传感器与微系统,2024,43(05):27-30.