摘要：介紹了應(yīng)用有機(jī)高分子壓電材料聚偏氟乙烯（PVDF)制作的壓電傳感器和結(jié)合電子線路 進(jìn)行的心音監(jiān)測試驗(yàn)。壓電薄膜傳感器的設(shè)計(jì)利用了阻抗變換器，使PVDF膜的高阻抗輸出變?yōu)?低阻抗輸出，輸出阻抗為3kQ左右，并在后續(xù)電子線路中設(shè)計(jì)了高信噪比的放大電路，可對信號 進(jìn)行有效的放大；配合單片機(jī)、存儲器等芯片技術(shù)研制出初步監(jiān)測心音心電信號的監(jiān)測系統(tǒng)，能 進(jìn)行心音心電信號數(shù)據(jù)的采集、傳送、處理。實(shí)驗(yàn)表明，該薄膜傳感器與整機(jī)之間結(jié)構(gòu)、性能完 全匹配，該心音心電監(jiān)測系統(tǒng)能夠準(zhǔn)確監(jiān)測人體心音心電信號。

　　關(guān)鍵詞：PVDF壓電薄膜；阻抗變換器；心音傳感器

　　―、引言

　　心臟疾病是造成病殘和死亡的常見疾病，在發(fā)達(dá)國家中，心血管系統(tǒng)疾病已成為最為常見的疾病和 致死的重要原因，而隨著我國人口老齡化，心血管疾病的比例也一年比一年高。

　　心血管診斷除了臨床外，主要依靠醫(yī)療器械。心電和心音是檢測心血管疾病的兩種不同的手段，心 電主要應(yīng)用于心率失常及心肌缺血的定性與定量分析診斷，心血管藥物的療效評價。心音圖能夠有效的 彌補(bǔ)心臟聽診的不足，將心臟聽診不能記錄的心音信號或不容易分辨的信號用圖形的形式記錄下來，供 醫(yī)生分析使用心音圖結(jié)合心電圖，能夠大大提高心血管疾病的鑒別和診斷水平，對于了解心血管功 能，選擇治療，判斷病理以及研究某些疾病的機(jī)理都提供了很有價值的資料，應(yīng)用日益廣泛。

　　對人體微弱生理信號的有效采集和處理一直是醫(yī)療器械領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)。目前有多種用于人體微弱 信號采集的傳感器，如壓電陶瓷傳感器、多普勒效應(yīng)傳感器等，但在結(jié)構(gòu)和成本上都存在一定的問題。 目前有一種采用新型高分子壓電材料聚偏氟乙烯研制的壓電傳感器，其結(jié)構(gòu)簡單，靈敏度高，能準(zhǔn)確測 量微弱的人體信號。我們將其應(yīng)用于對人體心音信號的采集，研制了兩通道的綜合微型記錄儀，分別動 態(tài)記錄心音信號和心電信號。實(shí)驗(yàn)表明，該薄膜傳感器與整機(jī)之間結(jié)構(gòu)、性能匹配，該心音心電監(jiān)測系 統(tǒng)能夠比較準(zhǔn)確地監(jiān)測分析人體心音心電信號，為系統(tǒng)以后的產(chǎn)品化奠定了基礎(chǔ)。

　　二、壓電薄膜傳感器的設(shè)計(jì)

　　PVDF壓電薄膜是一種新型的高分子壓電材料，在醫(yī)用傳感器中應(yīng)用很普遍。它既具有壓電性 又有薄膜柔軟的機(jī)械性能，用它制作壓力傳感器，具有設(shè)計(jì)精巧、使用方便、靈敏度高、頻帶寬、與 人體接觸安全舒適，能緊貼體壁，以及聲阻抗與人體組織聲阻抗十分接近等一系列特點(diǎn)，可用于脈 搏心音等人體信號的檢測。脈搏心音信號攜帶有人體重要的生理參數(shù)信息，通過對該信號的有效處理，可準(zhǔn)確得到波形、心率次數(shù)等可為醫(yī)生提供可靠的診斷依據(jù)。

　　壓電薄膜傳感器的設(shè)計(jì)主要考慮了傳感器的靈敏度 和信噪比，根據(jù)測量信號的頻率和響應(yīng)幅度，我們設(shè)計(jì) 薄膜傳感器的結(jié)構(gòu)有如同圖1所示的幾種。在采集人體 心音的信號時，由于心音的頻響范圍較寬，同時其輸出 的物理信號值也很微弱，采用硬質(zhì)襯底和中空的設(shè)計(jì)。 這樣可以提高傳感器中薄膜在收到心音信號時的形變 量，從而提高信號強(qiáng)度。這樣結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)的缺點(diǎn)是結(jié)構(gòu)不牢固，使用時間長了需要校正。

　　PVDF壓電薄膜的壓電常數(shù)一般為認(rèn)3=15 X 10-12C/N，g值比較高，但是具有很高的內(nèi)阻抗，一般高 達(dá)1012〇,制作出的傳感器的輸出阻抗較大，不利于后 面的信號采集和放大。為防止信號的衰減，我們采用高 輸出阻抗的場效應(yīng)管作為阻抗變換器，即為測量系統(tǒng)的 前置電路。我們利用結(jié)型場效應(yīng)管的高輸入阻抗的特點(diǎn)， 根據(jù)其靜態(tài)工作點(diǎn)設(shè)計(jì)阻抗變換器，如圖2(a)所示，傳感器獲得的人體信號經(jīng)過阻抗變換器后，得到可靠的低 阻抗的輸出信號。其輸出阻抗如圖2(b)圖所示�？梢钥闯�，在信號頻率變化的情況下，傳感器的輸出阻抗保基本保持不變。

　　三、心臟監(jiān)測系統(tǒng)硬件

　　整個硬件系統(tǒng)可以分為三個部分：信號的采集部 分、信號的處理控制部分、信號的輸出部分。信號的采 集包括心音傳感器、心電電極、阻抗變換電路、濾波器、 同相放大器和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路。信號的處理控制部分主要 由8031單片機(jī)完成，信號的輸出由8255芯片完成。

　　1、信號采集部分

　　心音和心電綜合檢測系統(tǒng)的信號拾取包括心電和心音信號的拾取，鑒于二者的產(chǎn)生機(jī)理不 同，該部分由心電電極和心音傳感器組 成。心電電極我們采用市售的普通一次性 心電電極，心音傳感器采用我們自己研制 PVDF壓電薄膜傳感器。

　　通過壓電薄膜傳感器采集的心音信 號強(qiáng)度僅有幾個毫伏的數(shù)量級，需要對信 號進(jìn)行放大，我們利用一種高共模抑制 比、高輸入阻抗的運(yùn)算放大器，利用電路 的高度對稱性，來控制放大倍數(shù)。心電放 大單元包括輸入緩沖電路、高共模抑制比 高增益差動放大器、低通濾波器、QRS 波檢測電路等部分。

　　圖3是我們的設(shè)計(jì)的前兩級放大電 路的頻率響應(yīng)圖譜。從圖中可以看出來， 在包括心音和心電信號的很大的一個寬頻率范圍內(nèi)，電 路能夠?qū)π盘栍行Х糯�，并且其增益基本相同。有效�?減少了由于基線和信號放大不均所造成的誤診和漏診。

　　數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)是很多應(yīng)用領(lǐng)域中不可缺少的部分。 它是實(shí)時采集與溫度、濕度、壓力、流量、速度等有關(guān) 的連續(xù)變化的模擬量信號，通過模/數(shù)轉(zhuǎn)換器把這些模擬 信號變成數(shù)字信號或直接采集代表某些狀態(tài)特性的開關(guān) 量，送計(jì)算機(jī)進(jìn)行處理。我們的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的硬件結(jié)構(gòu)如圖4所示。

　　圖4中，譯碼器用最高3位 進(jìn)行譯碼。它的輸出分別作為 ROM、RAM、通道地址鎖存器、模/數(shù)轉(zhuǎn)換器、數(shù)/模轉(zhuǎn)換器、8255 等片選信號。系統(tǒng)配置8K字節(jié)的 EPROM監(jiān)控程序，實(shí)現(xiàn)系統(tǒng)自 檢、輸入/輸出驅(qū)動；提供擴(kuò)展8K 字節(jié)RAM的能力。8路開關(guān)輸入 量通過光隔離器件后，直接連到 P1 口的8位。8路開關(guān)輸出接口 到8255P的B通道。8模擬輸入 通道連接到模擬開關(guān)，用軟件控 制切換，分時使用一片模/數(shù)轉(zhuǎn)換 器。模擬輸出通道采用帶輸入數(shù) 據(jù)緩沖器的數(shù)/模轉(zhuǎn)換芯片。系統(tǒng) 直接使用8031片內(nèi)的串行輸入、輸出功能作為全雙工的串行輸 入、輸出口。

　　數(shù)據(jù)的采樣是依據(jù)采樣定 理，采樣定理可以描述為：只要 采樣頻率大于模擬信號中最高頻 率分量頻率的兩倍，則模擬信號 中所包含的全部信息，也包含在 它的采樣值中。根據(jù)這個定理我 們可通過模/數(shù)轉(zhuǎn)換器，定時(滿足 采樣頻率大于模擬信號最高頻率）
對檢測波形進(jìn)行采樣，得到的采 樣數(shù)據(jù)（攜帶有檢測波形的全部 信息）可保存在存儲器中，來實(shí) 現(xiàn)波形的存儲和輸出。我們使用8 位逐次逼近式A/D轉(zhuǎn)換器 AD0804，采用差動雙端模擬輸入。AD0804的WR信號 控制三態(tài)門，實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)輸出線與系統(tǒng)數(shù)據(jù)線的連接。

　　2、信號處理控制部分

　　信號處理控制器，該控制器由8031單片機(jī)完成。

　　壓電傳感器獲得通道一（心音）數(shù)據(jù)、心電電極獲 得通道二（心電）數(shù)據(jù)后，通過模擬電路先對其放大， 后對其模擬信號進(jìn)行整形，轉(zhuǎn)化為脈沖形式（開關(guān)量）。 利用8031單片機(jī)中的兩個定時器/計(jì)數(shù)器T0和T1分別 工作于定時和計(jì)數(shù)方式，對心音心電波形整形后的脈沖 進(jìn)行計(jì)數(shù)，然后通過軟件計(jì)算脈搏心率每分鐘跳動次數(shù)， 并根據(jù)軟件分析心電心音數(shù)據(jù)相關(guān)的量。

　　3、信號的輸出部分 信號的輸出部分包括接口電路和 顯示。接口電路部分采用了可編程輸入 輸出接口片子8255，通過它可直接將 CPU總線接向外設(shè)。我們選用8255的 能輸入/輸出方式，完成微型記錄盒與 PC機(jī)數(shù)據(jù)傳送。為了方便計(jì)算機(jī)正確 地找到該接口電路，賦予8255接口特 定的地址，通過口地址譯碼確定接口電 路地址。譯碼電路如圖5所示。選擇采 用數(shù)據(jù)查詢式傳送方式向外界傳送數(shù) 據(jù)，其優(yōu)點(diǎn)是當(dāng)CPU與外部過程不同 步時，也可以很好地解決CPU的時序 和I/O端口的時序之間的配合問題，從 而不同外設(shè)的狀態(tài)信息，可以使用同一 端口，而使用不同的位就行。結(jié)果顯示 部分由液晶顯示塊顯示。選用點(diǎn)陣式液 晶顯示塊顯示心音和心電中心臟跳動 次數(shù)及記錄儀的工作時間、狀態(tài)等。

　　四、心率計(jì)算程序

　　計(jì)算程序中，根據(jù)實(shí)際測量精度， 選擇單片機(jī)定時器/計(jì)數(shù)器T0作為定 時器，而定時器/計(jì)數(shù)器T1作為計(jì)數(shù) 器，且都工作于16位計(jì)數(shù)器操作模式 0為定時器時，選取定時時間為5ms， 另設(shè)定一計(jì)數(shù)器CR。根據(jù)公式： (216-X)X：T1=72計(jì)算出X值。其中 71為一個機(jī)器周期時間，：T2為定時時 間。首先設(shè)定模式控制字，接通T1計(jì) 數(shù)器，當(dāng)外部脈沖的第一個下降沿到時 即TL1=1時，T0開始計(jì)數(shù)，當(dāng)其溢出 產(chǎn)生中斷時，CR開始計(jì)數(shù)，直到TL1=4時，T0、T1停 止計(jì)數(shù)，讀取寄存器值，計(jì)算最終結(jié)果。簡單的程序流 程圖如圖 6。

　　圖6心率計(jì)算程序流程圖

　　五、結(jié)果討論

　　利用高分子壓電材料聚偏氟乙稀研制成壓電薄膜傳感器應(yīng)用于心音心電監(jiān)測系統(tǒng)，能夠準(zhǔn)確不失真的采集 人體微弱的心音脈搏信號。該薄膜傳感器與心音心電整 機(jī)之間結(jié)構(gòu)、性能匹配，通過實(shí)驗(yàn)，本心音心電監(jiān)測系 統(tǒng)可以初步監(jiān)測人體的心音心電信號，該系統(tǒng)將應(yīng)用于 臨床試驗(yàn)，預(yù)計(jì)不久將可能推廣應(yīng)用。 （作者：劉欣，唐振方）

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