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[1]。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薄膜传感器，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。

　　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[4]，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D33=15×10-12C/N，g值比较高，但是具有很高的内阻抗，一般高达1012Ω， 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。

　　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。

　　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。

　　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。

　　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。