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(cè)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(duì)信號(hào) 進(jìn)行有效的放大；配合單片機(jī)、存儲(chǔ)器等芯片技術(shù)研制出初步監(jiān)測(cè)心音心電信號(hào)的監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，能 進(jìn)行心音心電信號(hào)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(cè)系統(tǒng)能夠準(zhǔn)確監(jiān)測(cè)人體心音心電信號(hào)。

　　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(jiàn)疾病，在發(fā)達(dá)國(guó)家中，心血管系統(tǒng)疾病已成為最為常見(jiàn)的疾病和 致死的重要原因，而隨著我國(guó)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(cè)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(píng)價(jià)。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(hào)或不容易分辨的信號(hào)用圖形的形式記錄下來(lái)，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(duì)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(jià)值的資料，應(yīng)用日益廣泛。

　　對(duì)人體微弱生理信號(hào)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(hào)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(wèn)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(jiǎn)單，靈敏度高，能準(zhǔn)確測(cè) 量微弱的人體信號(hào)。我們將其應(yīng)用于對(duì)人體心音信號(hào)的采集，研制了兩通道的綜合微型記錄儀，分別動(dòng) 態(tài)記錄心音信號(hào)和心電信號(hào)。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(cè)系 統(tǒng)能夠比較準(zhǔn)確地監(jiān)測(cè)分析人體心音心電信號(hào)，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(hào)的檢測(cè)。脈搏心音信號(hào)攜帶有人體重要的生理參數(shù)信息，通過(guò)對(duì)該信號(hào)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(cè)量信號(hào)的頻率和響應(yīng)幅度，我們?cè)O(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(hào)時(shí)，由于心音的頻響范圍較寬，同時(shí)其輸出 的物理信號(hào)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(hào)時(shí)的形變 量，從而提高信號(hào)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(shí)間長(zhǎng)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(hào)采集和放大。為防止信號(hào)的衰減，我們采用高 輸出阻抗的場(chǎng)效應(yīng)管作為阻抗變換器，即為測(cè)量系統(tǒng)的 前置電路。我們利用結(jié)型場(chǎng)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(hào)經(jīng)過(guò)阻抗變換器后，得到可靠的低 阻抗的輸出信號(hào)。其輸出阻抗如圖2(b)圖所示�？梢钥闯�，在信號(hào)頻率變化的情況下，傳感器的輸出阻抗�；�本保持不變。

　　三、心臟監(jiān)測(cè)系統(tǒng)硬件

　　整個(gè)硬件系統(tǒng)可以分為三個(gè)部分：信號(hào)的采集部 分、信號(hào)的處理控制部分、信號(hào)的輸出部分。信號(hào)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(hào)的處理控制部分主要 由8031單片機(jī)完成，信號(hào)的輸出由8255芯片完成。

　　1、信號(hào)采集部分

　　心音和心電綜合檢測(cè)系統(tǒng)的信號(hào)拾取包括心電和心音信號(hào)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(guò)壓電薄膜傳感器采集的心音信 號(hào)強(qiáng)度僅有幾個(gè)毫伏的數(shù)量級(jí)，需要對(duì)信 號(hào)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(duì)稱性，來(lái)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(dòng)放大器、低通濾波器、QRS 波檢測(cè)電路等部分。

　　圖3是我們的設(shè)計(jì)的前兩級(jí)放大電 路的頻率響應(yīng)圖譜。從圖中可以看出來(lái)， 在包括心音和心電信號(hào)的很大的一個(gè)寬頻率范圍內(nèi)，電 路能夠?qū)π盘?hào)有效放大，并且其增益基本相同。有效的 減少了由于基線和信號(hào)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(shí)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(hào)，通過(guò)模/數(shù)轉(zhuǎn)換器把這些模擬 信號(hào)變成數(shù)字信號(hào)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(hào)。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(dòng)；提供擴(kuò)展8K 字節(jié)RAM的能力。8路開關(guān)輸入 量通過(guò)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(shí)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(hào)中最高頻 率分量頻率的兩倍，則模擬信號(hào) 中所包含的全部信息，也包含在 它的采樣值中。根據(jù)這個(gè)定理我 們可通過(guò)模/數(shù)轉(zhuǎn)換器，定時(shí)(滿足 采樣頻率大于模擬信號(hào)最高頻率）
對(duì)檢測(cè)波形進(jìn)行采樣，得到的采 樣數(shù)據(jù)（攜帶有檢測(cè)波形的全部 信息）可保存在存儲(chǔ)器中，來(lái)實(shí) 現(xiàn)波形的存儲(chǔ)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(dòng)雙端模擬輸入。AD0804的WR信號(hào) 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(hào)處理控制部分

　　信號(hào)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(guò)模擬電路先對(duì)其放大， 后對(duì)其模擬信號(hào)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(gè)定時(shí)器/計(jì)數(shù)器T0和T1分別 工作于定時(shí)和計(jì)數(shù)方式，對(duì)心音心電波形整形后的脈沖 進(jìn)行計(jì)數(shù)，然后通過(guò)軟件計(jì)算脈搏心率每分鐘跳動(dòng)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(hào)的輸出部分 信號(hào)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(guò)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(guò)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(guò)程不同 步時(shí)，也可以很好地解決CPU的時(shí)序 和I/O端口的時(shí)序之間的配合問(wèn)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(dòng) 次數(shù)及記錄儀的工作時(shí)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(cè)量精度， 選擇單片機(jī)定時(shí)器/計(jì)數(shù)器T0作為定 時(shí)器，而定時(shí)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(shí)器時(shí)，選取定時(shí)時(shí)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(gè)機(jī)器周期時(shí)間，：T2為定時(shí)時(shí) 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(gè)下降沿到時(shí) 即TL1=1時(shí)，T0開始計(jì)數(shù)，當(dāng)其溢出 產(chǎn)生中斷時(shí)，CR開始計(jì)數(shù)，直到TL1=4時(shí)，T0、T1停 止計(jì)數(shù)，讀取寄存器值，計(jì)算最終結(jié)果。簡(jiǎn)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(cè)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(hào)。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(guò)實(shí)驗(yàn)，本心音心電監(jiān)測(cè)系 統(tǒng)可以初步監(jiān)測(cè)人體的心音心電信號(hào)，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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