摘要：介绍了应用有机高分子压电材料聚偏氟乙烯（PVDF)制作的压电传感器和结合电子线路 进行的心音监测试验。压电薄膜传感器的设计利用了阻抗变换器，使PVDF膜的高阻抗输出变为 低阻抗输出，输出阻抗为3kQ左右，并在后续电子线路中设计了高信噪比的放大电路，可对信号 进行有效的放大；配合单片机、存储器等芯片技术研制出初步监测心音心电信号的监测系统，能 进行心音心电信号数据的采集、传送、处理。实验表明，该薄膜传感器与整机之间结构、性能完 全匹配，该心音心电监测系统能够准确监测人体心音心电信号。

　　关键词：PVDF压电薄膜；阻抗变换器；心音传感器

　　―、引言

　　心脏疾病是造成病残和死亡的常见疾病，在发达国家中，心血管系统疾病已成为最为常见的疾病和 致死的重要原因，而随着我国人口老龄化，心血管疾病的比例也一年比一年高。

　　心血管诊断除了临床外，主要依靠医疗器械。心电和心音是检测心血管疾病的两种不同的手段，心 电主要应用于心率失常及心肌缺血的定性与定量分析诊断，心血管药物的疗效评价。心音图能够有效的 弥补心脏听诊的不足，将心脏听诊不能记录的心音信号或不容易分辨的信号用图形的形式记录下来，供 医生分析使用心音图结合心电图，能够大大提高心血管疾病的鉴别和诊断水平，对于了解心血管功 能，选择治疗，判断病理以及研究某些疾病的机理都提供了很有价值的资料，应用日益广泛。

　　对人体微弱生理信号的有效采集和处理一直是医疗器械领域的研究热点。目前有多种用于人体微弱 信号采集的传感器，如压电陶瓷传感器、多普勒效应传感器等，但在结构和成本上都存在一定的问题。 目前有一种采用新型高分子压电材料聚偏氟乙烯研制的压电传感器，其结构简单，灵敏度高，能准确测 量微弱的人体信号。我们将其应用于对人体心音信号的采集，研制了两通道的综合微型记录仪，分别动 态记录心音信号和心电信号。实验表明，该薄膜传感器与整机之间结构、性能匹配，该心音心电监测系 统能够比较准确地监测分析人体心音心电信号，为系统以后的产品化奠定了基础。

　　二、压电薄膜传感器的设计

　　PVDF压电薄膜是一种新型的高分子压电材料，在医用传感器中应用很普遍。它既具有压电性 又有薄膜柔软的机械性能，用它制作压力传感器，具有设计精巧、使用方便、灵敏度高、频带宽、与 人体接触安全舒适，能紧贴体壁，以及声阻抗与人体组织声阻抗十分接近等一系列特点，可用于脉 搏心音等人体信号的检测。脉搏心音信号携带有人体重要的生理参数信息，通过对该信号的有效处理，可准确得到波形、心率次数等可为医生提供可靠的诊断依据。

　　压电薄膜传感器的设计主要考虑了传感器的灵敏度 和信噪比，根据测量信号的频率和响应幅度，我们设计 薄膜传感器的结构有如同图1所示的几种。在采集人体 心音的信号时，由于心音的频响范围较宽，同时其输出 的物理信号值也很微弱，采用硬质衬底和中空的设计。 这样可以提高传感器中薄膜在收到心音信号时的形变 量，从而提高信号强度。这样结构设计的缺点是结构不牢固，使用时间长了需要校正。

　　PVDF压电薄膜的压电常数一般为认3=15 X 10-12C/N，g值比较高，但是具有很高的内阻抗，一般高 达1012〇,制作出的传感器的输出阻抗较大，不利于后 面的信号采集和放大。为防止信号的衰减，我们采用高 输出阻抗的场效应管作为阻抗变换器，即为测量系统的 前置电路。我们利用结型场效应管的高输入阻抗的特点， 根据其静态工作点设计阻抗变换器，如图2(a)所示，传感器获得的人体信号经过阻抗变换器后，得到可靠的低 阻抗的输出信号。其输出阻抗如图2(b)图所示。可以看出，在信号频率变化的情况下，传感器的输出阻抗保基本保持不变。

　　三、心脏监测系统硬件

　　整个硬件系统可以分为三个部分：信号的采集部 分、信号的处理控制部分、信号的输出部分。信号的采 集包括心音传感器、心电电极、阻抗变换电路、滤波器、 同相放大器和模数转换电路。信号的处理控制部分主要 由8031单片机完成，信号的输出由8255芯片完成。

　　1、信号采集部分

　　心音和心电综合检测系统的信号拾取包括心电和心音信号的拾取，鉴于二者的产生机理不 同，该部分由心电电极和心音传感器组 成。心电电极我们采用市售的普通一次性 心电电极，心音传感器采用我们自己研制 PVDF压电薄膜传感器。

　　通过压电薄膜传感器采集的心音信 号强度仅有几个毫伏的数量级，需要对信 号进行放大，我们利用一种高共模抑制 比、高输入阻抗的运算放大器，利用电路 的高度对称性，来控制放大倍数。心电放 大单元包括输入缓冲电路、高共模抑制比 高增益差动放大器、低通滤波器、QRS 波检测电路等部分。

　　图3是我们的设计的前两级放大电 路的频率响应图谱。从图中可以看出来， 在包括心音和心电信号的很大的一个宽频率范围内，电 路能够对信号有效放大，并且其增益基本相同。有效的 减少了由于基线和信号放大不均所造成的误诊和漏诊。

　　数据采集系统是很多应用领域中不可缺少的部分。 它是实时采集与温度、湿度、压力、流量、速度等有关 的连续变化的模拟量信号，通过模/数转换器把这些模拟 信号变成数字信号或直接采集代表某些状态特性的开关 量，送计算机进行处理。我们的数据采集系统的硬件结构如图4所示。

　　图4中，译码器用最高3位 进行译码。它的输出分别作为 ROM、RAM、通道地址锁存器、模/数转换器、数/模转换器、8255 等片选信号。系统配置8K字节的 EPROM监控程序，实现系统自 检、输入/输出驱动；提供扩展8K 字节RAM的能力。8路开关输入 量通过光隔离器件后，直接连到 P1 口的8位。8路开关输出接口 到8255P的B通道。8模拟输入 通道连接到模拟开关，用软件控 制切换，分时使用一片模/数转换 器。模拟输出通道采用带输入数 据缓冲器的数/模转换芯片。系统 直接使用8031片内的串行输入、输出功能作为全双工的串行输 入、输出口。

　　数据的采样是依据采样定 理，采样定理可以描述为：只要 采样频率大于模拟信号中最高频 率分量频率的两倍，则模拟信号 中所包含的全部信息，也包含在 它的采样值中。根据这个定理我 们可通过模/数转换器，定时(满足 采样频率大于模拟信号最高频率）
对检测波形进行采样，得到的采 样数据（携带有检测波形的全部 信息）可保存在存储器中，来实 现波形的存储和输出。我们使用8 位逐次逼近式A/D转换器 AD0804，采用差动双端模拟输入。AD0804的WR信号 控制三态门，实现数据输出线与系统数据线的连接。

　　2、信号处理控制部分

　　信号处理控制器，该控制器由8031单片机完成。

　　压电传感器获得通道一（心音）数据、心电电极获 得通道二（心电）数据后，通过模拟电路先对其放大， 后对其模拟信号进行整形，转化为脉冲形式（开关量）。 利用8031单片机中的两个定时器/计数器T0和T1分别 工作于定时和计数方式，对心音心电波形整形后的脉冲 进行计数，然后通过软件计算脉搏心率每分钟跳动次数， 并根据软件分析心电心音数据相关的量。

　　3、信号的输出部分 信号的输出部分包括接口电路和 显示。接口电路部分采用了可编程输入 输出接口片子8255，通过它可直接将 CPU总线接向外设。我们选用8255的 能输入/输出方式，完成微型记录盒与 PC机数据传送。为了方便计算机正确 地找到该接口电路，赋予8255接口特 定的地址，通过口地址译码确定接口电 路地址。译码电路如图5所示。选择采 用数据查询式传送方式向外界传送数 据，其优点是当CPU与外部过程不同 步时，也可以很好地解决CPU的时序 和I/O端口的时序之间的配合问题，从 而不同外设的状态信息，可以使用同一 端口，而使用不同的位就行。结果显示 部分由液晶显示块显示。选用点阵式液 晶显示块显示心音和心电中心脏跳动 次数及记录仪的工作时间、状态等。

　　四、心率计算程序

　　计算程序中，根据实际测量精度， 选择单片机定时器/计数器T0作为定 时器，而定时器/计数器T1作为计数 器，且都工作于16位计数器操作模式 0为定时器时，选取定时时间为5ms， 另设定一计数器CR。根据公式： (216-X)X：T1=72计算出X值。其中 71为一个机器周期时间，：T2为定时时 间。首先设定模式控制字，接通T1计 数器，当外部脉冲的第一个下降沿到时 即TL1=1时，T0开始计数，当其溢出 产生中断时，CR开始计数，直到TL1=4时，T0、T1停 止计数，读取寄存器值，计算最终结果。简单的程序流 程图如图 6。

　　图6心率计算程序流程图

　　五、结果讨论

　　利用高分子压电材料聚偏氟乙稀研制成压电薄膜传感器应用于心音心电监测系统，能够准确不失真的采集 人体微弱的心音脉搏信号。该薄膜传感器与心音心电整 机之间结构、性能匹配，通过实验，本心音心电监测系 统可以初步监测人体的心音心电信号，该系统将应用于 临床试验，预计不久将可能推广应用。 （作者：刘欣，唐振方）

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