- 關于壓電薄膜傳感器及其在心臟監測中的應用
- 來源：賽斯維傳感器網 發表于 2014/8/1
摘要：介紹了應用有機高分子壓電材料聚偏氟乙烯（PVDF)制作的壓電傳感器和結合電子線路 進行的心音監測試驗。壓電薄膜傳感器的設計利用了阻抗變換器，使PVDF膜的高阻抗輸出變為 低阻抗輸出，輸出阻抗為3kQ左右，并在后續電子線路中設計了高信噪比的放大電路，可對信號 進行有效的放大；配合單片機、存儲器等芯片技術研制出初步監測心音心電信號的監測系統，能 進行心音心電信號數據的采集、傳送、處理。實驗表明，該薄膜傳感器與整機之間結構、性能完 全匹配，該心音心電監測系統能夠準確監測人體心音心電信號。
關鍵詞：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。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，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認3=15 X 10-12C/N，g值比較高，但是具有很高的內阻抗，一般高 達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)X：T1=72計算出X值。其中 71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。
圖6心率計算程序流程圖
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。 （作者：劉欣，唐振方）
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