基于ZigBee無線傳輸?shù)碾娮勇犜\器

　　為了保證聽診器的正常運行，設計了3種方式來供電。在使用JTAG接口對CC2530進行程序調試時，利用JTAG的3.3 V電源引腳為電路供電。該供電方法的缺點是通過JTAG接口提供的電壓穩(wěn)定性不高，紋波稍大，對心音信號有一定的干擾，而且電路工作范圍受到引線的限制。另一種方法參考了諾基亞手機充電接口的設計思路，通過USB充電線為電路供電。諾基亞充電線的空載輸出電壓為6 V，需要降壓才能夠為電路供電。考慮到采用這種供電方式電路依然不能擺脫引線的束縛，使用體積小、容量大的充電電池是一種比較理想的選擇。設計中采用可充電紐扣電池LIR2450，該電池的理論參數(shù)如表2所列。

　　3.6 V的標稱電壓仍需要降壓才能夠為電路供電，因此引入了3.3 V輸出的線性穩(wěn)壓芯片ADP122來解決這一問題。ADP122擁有300 mA的最大輸出電流，電壓輸出偏差為±1%，穩(wěn)定性高，給電路帶來的干擾小。綜上考慮，決定采用諾基亞USB充電線通過USB電池充電管理芯片MAX8808為鋰電池充電，同時也為電路供電，在鋰電池電量充滿后MAX8808會自動停止充電。拔掉充電線后由鋰電池來供電。圖6為供電模塊電路圖。

　　4 電子聽診器實物及其運行狀況

　　通過電路制版、芯片焊接、封裝設計、電路編程調試等流程完成了無線電子聽診器模塊的制作工作，電路板如圖7所示。MEMS麥克風單獨置于電路板的背面，電路板大小為37 mm×22 mm，最厚處為4.5 mm，占用空間小，穩(wěn)定性高。圖8為實測心音信號在上位機軟件上的顯示效果圖。

　　結語

　　本系統(tǒng)采用了集成化、緊湊性設計，功耗低，電路供電方式多樣化，能夠滿足測試和實際應用的要求。整個系統(tǒng)全部采用貼片元件，體積小、成本低，以較高的準確性實現(xiàn)了點對點通信，完成了心音信號的無線傳輸。