一、引言

　　心臟疾病是造成病殘和死亡的常見疾病，在發達國家中，心血管系統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，供醫生分析使用[1]。心音圖結合心電圖，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理都提供了很有價值的資料，應用日益廣泛。對人體微弱生理信號的有效采集和處理一直是醫療器械領域的研究熱點。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、多普勒效應傳感器等，但在結構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，其結構簡單，靈敏度高，能準確測量微弱的人體信號。我們將其應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，分別動態記錄心音信號和心電信號。實驗表明，該薄膜傳感器與整機之間結構、性能匹配，該心音心電監測系統能夠比較準確地監測分析人體心音心電信號，為系統以后的產品化奠定了基礎。

　　二、壓電薄膜傳感器的設計

　　PVDF壓電薄膜是一種新型的高分子壓電材料，在醫用傳感器中應用很普遍[2，3]。它既具有壓電性又有薄膜柔軟的機械性能，用它制作壓力傳感器，具有設計精巧、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[4]，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信息，通過對該信號的有效處理，可準確得到波形、心率次數等可為醫生提供可靠的診斷依據。

　　壓電薄膜傳感器的設計主要考慮了傳感器的靈敏度和信噪比，根據測量信號的頻率和響應幅度，我們設計薄膜傳感器的結構有如同圖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，采用硬質襯底和中空的設計。這樣可以提高傳感器中薄膜在收到心音信號時的形變量，從而提高信號強度。這樣結構設計的缺點是結構不牢固，使用時間長了需要校正。 PVDF壓電薄膜的壓電常數一般為D33=15×10-12C/N，g值比較高，但是具有很高的內阻抗，一般高達1012Ω，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管作為阻抗變換器，即為測量系統的前置電路。我們利用結型場效應管的高輸入阻抗的特點，根據其靜態工作點設計阻抗變換器，如圖2(a)所示，傳感器獲得的人體信號經過阻抗變換器后，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。可以看出，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、心臟監測系統硬件

　　整個硬件系統可以分為三個部分：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、同相放大器和模數轉換電路。信號的處理控制部分主要由8031單片機完成，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的信號拾取包括心電和心音信號的拾取，鑒于二者的產生機理不同，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度僅有幾個毫伏的數量級，需要對信號進行放大，我們利用一種高共模抑制比、高輸入阻抗的運算放大器，利用電路的高度對稱性，來控制放大倍數。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是我們的設計的前兩級放大電路的頻率響應圖譜。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，電路能夠對信號有效放大，并且其增益基本相同。有效的減少了由于基線和信號放大不均所造成的誤診和漏診。數據采集系統是很多應用領域中不可缺少的部分。它是實時采集與溫度、濕度、壓力、流量、速度等有關的連續變化的模擬量信號，通過模/數轉換器把這些模擬信號變成數字信號或直接采集代表某些狀態特性的開關量，送計算機進行處理。我們的數據采集系統的硬件結構如圖4所示。

　　圖4中，譯碼器用最高3位進行譯碼。它的輸出分別作為ROM、RAM、通道地址鎖存器、模/數轉換器、數/模轉換器、8255等片選信號。系統配置8K字節的EPROM監控程序，實現系統自檢、輸入/輸出驅動;提供擴展8K字節RAM的能力。8路開關輸入量通過光隔離器件后，直接連到P1口的8 位。8路開關輸出接口到8255P的B通道。8模擬輸入通道連接到模擬開關，用軟件控制切換，分時使用一片模/數轉換器。模擬輸出通道采用帶輸入數據緩沖器的數/模轉換芯片。系統直接使用8031片內的串行輸入、輸出功能作為全雙工的串行輸入、輸出口。數據的采樣是依據采樣定理，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。根據這個定理我們可通過模/數轉換器，定時(滿足采樣頻率大于模擬信號最高頻率)對檢測波形進行采樣，得到的采樣數據(攜帶有檢測波形的全部信息)可保存在存儲器中，來實現波形的存儲和輸出。我們使用8位逐次逼近式A/D轉換器AD0804，采用差動雙端模擬輸入。AD0804的WR信號控制三態門，實現數據輸出線與系統數據線的連接。

　　2、信號處理控制部分

　　信號處理控制器，該控制器由8031單片機完成。壓電傳感器獲得通道一(心音)數據、心電電極獲得通道二(心電)數據后，通過模擬電路先對其放大，后對其模擬信號進行整形，轉化為脈沖形式(開關量)。利用8031單片機中的兩個定時器/計數器T0和T1分別工作于定時和計數方式，對心音心電波形整形后的脈沖進行計數，然后通過軟件計算脈搏心率每分鐘跳動次數，并根據軟件分析心電心音數據相關的量。

　　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。我們選用8255 的能輸入/輸出方式，完成微型記錄盒與PC機數據傳送。為了方便計算機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。選擇采用數據查詢式傳送方式向外界傳送數據，其優點是當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，從而不同外設的狀態信息，可以使用同一端口，而使用不同的位就行。結果顯示部分由液晶顯示塊顯示。選用點陣式液晶顯示塊顯示心音和心電中心臟跳動次數及記錄儀的工作時間、狀態等。

　　四、心率計算程序

　　計算程序中，根據實際測量精度，選擇單片機定時器/計數器T0作為定時器，而定時器/計數器T1作為計數器，且都工作于16位計數器操作模式0 為定時器時，選取定時時間為5ms，另設定一計數器CR。根據公式：(216-X)×T1=T2計算出X值。其中T1為一個機器周期時間，T2為定時時間。首先設定模式控制字，接通T1計數器，當外部脈沖的第一個下降沿到時即TL1=1時，T0開始計數，當其溢出產生中斷時，CR開始計數，直到TL1= 4時，T0、T1停止計數，讀取寄存器值，計算最終結果。簡單的程序流程圖如圖6。

　　五、結果討論

　　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用于心音心電監測系統，能夠準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之間結構、性能匹配，通過實驗，本心音心電監測系統可以初步監測人體的心音心電信號，該系統將應用于臨床試驗，預計不久將可能推廣應用。