标签: 心电信号

上一个产品开发是心电监测方面的，由于放大器是使用的 ADI 的一颗专用芯片，所以 电路原理设计也基本是借鉴这个 IC 的推荐电路。其中发现的问题有一个就跟扫频有关，正好论坛里面有人问频率响应的事情，就借这个项目简单给大家介绍一下。 心电信号的获取，主要是放大，心电信号很弱，要放大一千倍左右。但是频率只有 1~2Hz 左右（每分钟 60~120 下），每个人差异不大，跳得过快过慢的不是在医院就是在去医院的路上；心跳信号幅度 mv 级，很微弱，所以对于监测电路抑制噪声的要求很高；另一个问题是心电信号幅度每个人有差异性，从 0.1mV~5mV 之间都有可能，而且都是健康的人，这对电路的选择就有取舍，可能需要调节增益。 我当时只做了画板的工作，原理是另一组工程师设计，和数据手册推荐的有细微的不同，对此当时的我简单问了一句，他们回答是测试过的可以使用，所以我没仔细去测试，后面吃了大亏。简单了解到工频噪声很大，同时 ADI 的 FAE 也说有工频问题，于是我在电路后面加了一个简单的被动陷波电路，频率定在 50Hz 。这时候用到了个工具： Multisim 软件。经过软件的模拟，陷波电路效果如下图，还是有些作用的。 但是实际测试过程中，发现仍然有很强的，大约 0.5V 左右的工频频段的干扰，这是一个挺神奇的事情，因为按照数据手册， ADI 这个 IC对 噪声有很大的抑制，且锂电池供电的时候，怎么会有这么大的干扰，哪来的？难道陷波电路失效了么？ 基于上述疑问，购置了一款十分便宜的国产信号发生器，虽然只有 300 块，但是功能强大，信号干净，其中扫频功能对于我们信号的分析十分有帮助。 扫频界面如下图： 该仪器有 2 个信道可以分别设置，通过定义起始频率、终止频率、扫描模式、扫描时间，该信道就会输出扫频信号如图（来源于网络），且周期性重复，所以叫扫频。 当 1mV ， 0~100Hz 的扫频信号输入，在示波器上可以获得周期性的频率响应波形。如在陷波电路前获取到的波形如下，可以看到在 50Hz 附近，信号非但没有衰减，反而飙升溢出。 经过陷波电路以后，无用的频段遭受了抑制。 说明问题出在 IC 电路这边，该 IC 有两级放大电路，第一级测试跟规格书描述基本一致。但 第二级的频率响应和规格书出现了严重的偏差，如下图。 而经过仿真，发现电路设计上造成的微小改动造成了该影响，下面两幅图中左图是 ADI 原版电路仿真结果，右图是改动后的电路仿真结果，和实测数据基本一致。 既然找到了原因，那么就把电路改回 ADI 推荐电路应该就可以解决问题，试验一下果然如此。下两幅图中，左图是 ADI 推荐电路信号响应，右图是错误电路的信号响应。可以明显的看出， ADI 的推荐电路并没有很高的工频噪声问题。用原版电路根本不用陷波电路的存在， 最后虽然找到了原因，但是过程是很曲折的，和别人有效沟通是一件很辛苦的事情；而且工欲善其事必先利其器，假如我没有通过软件仿真，没有这么方便的扫频的设备，是没办法很快捷的发现问题点的。那么得到什么教训？不要相信任何人 ！ 不要去改推荐电路！

如今，心血管类疾病已经成为威胁人类身体健康的重要疾病之一，而清晰有效的心电图为诊断这类疾病提供了依据，心电采集电路是心电采集仪的关键部分，心电信号属于微弱信号，其频率范围在0.03～100 Hz之间，幅度在0～5 mV之间，同时心电信号还掺杂有大量的干扰信号，因此，设计良好的滤波电路和选择合适的控制器是得到有效心电信号的关键。基于此，本文设计了以STM32为控制核心，AD620和OP07为模拟前端的心电采集仪，本设计简单实用，噪声干扰得到了有效抑制。 1 总体设计方案 心电采集包括模拟采集和数字处理两部分，本设计通过AgCl电极和三导联线心电采集线采集人体心电信号，通过前置放大电路，带通滤波电路，50 Hz双T陷波后再经主放大电路和电平抬升电路把心电信号的幅度控制在STM32的A/D采集范围内，STM32通过定时器设定A/D采样频率，通过均值滤波的方式对得到的数字信号进行处理，最后在彩屏上描绘出心电图形，系统总体框图如图1所示。 图1 系统总体框图 2 硬件设计 2.1 主控模块电路设计 主控模块的STM32F103VET单片机是控制器的核心，该单片机是ST意法半导体公司生产的32位高性能、低成本和低功耗的增强型单片机，其内核采用ARM公司最新生产的Cortex—M3架构，最高工作频率72 MHz、512 kB的程序存储空间、64 kB的RAM，8个定时器/计数器、两个看门狗和一个实时时钟RTC，片上集成通信接口有两个I2C、3个SPI、5个USART、一个USB、一个CAN、一个SDIO，并集成有3个ADC和一个DAc，具有100个I/O端口。主控单片机管脚排列图如图2所示。 图2 STM32F103VET单片机管脚排列图 2.2 前置放大电路的设计 前置放大电路是模拟信号采集的前端，也是整个电路设计的关键，它不仅要求从人体准确地采集到微弱的心电信号，还要将干扰信号降到最低，由于心电信号属于差分信号，所以电路应采用差动放大的结构，同时要求系统具有高共模抑制比、高输入阻抗、低漂移等特点。因此，选择合适的运算放大器至关重要，这里选择仪用运放AD620实现前置放大，AD620具有高精度、低噪声、低输入偏置电流低功耗等特点，使之适合ECG监测仪等医疗应用。AD620的放大倍数由1与8脚之间的反馈电阻决定，增益G=49.4 kΩRG+1，由于心电信号中含有较大的直流分量，因此前置放大电路的放大倍数不能过大，在这里选择放大约10倍，因此反馈电阻R6取约5 kΩ，为提高电路的共模抑制能力，这里用一个OP07检测R10，R4上的共模信号驱动导线屏蔽层，消除分布电容。同时用另一个OP07运放和R5，C3，R7组成右腿驱动电路，在R10，R4上检测到的共模信号经反相放大器后经R7，反馈到人的右腿，进一步抑制了共模信号和50 Hz工频干扰，这里右腿驱动有一个对交流电的反馈通路，交流电的干扰可能对人体产生危害，因此这里要注意做好绝缘措施，同时保护电阻R7尽可能大，取1 MΩ以上。此外系统电源的不稳定也对心电信号的采集有较大影响，因此在本系统中，所有运放的电源脚都并联两个0.1μF和10μF的电容退耦，提高系统的稳定性，前置放大电路的电路图如图3所示。 图3 前置放大电路 2.3 带通滤波器的设计 从前置放大电路输出的心电信号还含有较大直流分量和肌电信号，基线漂移等干扰成分，所需采集的有用心电信号在0.03～100 Hz范围之间，因此需设计合理的滤波器使该范围内的信号得以充分通过，而该范围以外的信号得到最大限度的衰减，这里采用具有高精度，低偏置，低功耗特点的两个OP07运放分别组成二阶有源高通滤波器和低通滤波器，高通滤波器由C11，C17，R7，R10组成，截止频率f1≈0.03 Hz，低通滤波器由R8，R9，C10，C13组成，截止频率约为f2≈100 Hz，系统带通滤波器的电路如图4所示。 图4 带通滤波器 2.4 50 Hz双T陷波器设计 工频是心电信号中最主要也最常见的干扰源，虽然前面的右腿驱动电路对其有一定的抑制作用，但是仍有较大部分进入了后面的电路，因此有必要设计截止频率为50 Hz的带阻电路来进一步滤除干扰，带阻电路也称陷波器，顾名思义，带阻电路就是使某特定频率范围内的信号大幅衰减，而对该频率范围外的信号几乎不产生影响。双T陷波电路是典型的带阻电路，在双T网络中，两个T型网络的参数是对称的，如图5所示的50 Hz双T陷波电路中，R13=R14=2R16=R=32 kΩ，C20=2C19=2C18=C=200 nF，本质上是由两个T型高通滤波器和低通滤波器并联组成，图5所示电路的截止频率f0=1/2πRC≈50 Hz。 图5 50Hz 带阻滤波器 2.5 主放大以及电平抬升电路设计 心电信号的幅度约为0～4 mV，STM32 AD转换的输入电平要求为3.3 V，因此，为了单片机能够处理采集到心电信号，需将采集到的模拟信号放大800～1 000倍。前置放大电路已放大了10倍，理论上主放大电路约放大100倍即可。为确保信号不失真，一般单级放大不超过10倍，因此，可采取两级放大的方式来达到放大100倍的效果，U9固定放大10倍，U11的反馈电阻采用可调电阻，这样就可以通过变阻器的调节达到放大100的效果。此外，因为STM32单片机的A/D采集不能采集负电平，因此这里设计了如U7所示的电平抬升电路把心电信号提到0电平以上，方便单片机采集。 图6 主放大以及电平抬升电路电路 3 软件设计 得到心电信号后要输入STM32进行AD采集和软件滤波，最终送LCD实现波形显示，单片机初始化后，程序设计定时器每6 ms中断一次，在中断函数里，对读取到的A/D值采取均值滤波的形式滤除干扰，然后把之转换与彩屏对应的坐标值，在彩屏上画线实现波形的实时显示，整个系统的程序流程如图7所示。 图7 系统软件流程图 4 测试结果分析 通过电极片和三导联线在人的左臂，右臂，右腿部采集心电信号经前端模拟电路和STM32处理后，最后在示波器和彩屏上得到的心电信号如图8所示。 图8 系统效果展示图 从彩屏和示波器上所得的心电图来看，50 Hz工频信号和基线漂移得到了较好的抑制，从示波器上可看出，相邻两个波峰之间的时间大约为900 ms，这与真实的心电信号基本吻合，图像清晰稳定，能够较好地反映人体心电特征。 5 结束语 本设计实现的是以STM32为控制核心，以AD620，OP07为模拟信号采集端的小型心电采集仪，该设计所测心电波形基本正常，噪声干扰得到有效抑制，电路性能稳定，基本满足家居监护以及病理分析的要求，整个系统设计简单，成本低廉，具有一定的医用价值。

如今，心血管类疾病已经成为威胁人类身体健康的重要疾病之一，而清晰有效的心电图为诊断这类疾病提供了依据，心电采集电路是心电采集仪的关键部分，心电信号属于微弱信号，其频率范围在0.03～100 Hz之间，幅度在0～5 mV之间，同时心电信号还掺杂有大量的干扰信号，因此，设计良好的滤波电路和选择合适的控制器是得到有效心电信号的关键。基于此，本文设计了以STM32为控制核心，AD620和OP07为模拟前端的心电采集仪，本设计简单实用，噪声干扰得到了有效抑制。 1 总体设计方案 心电采集包括模拟采集和数字处理两部分，本设计通过AgCl电极和三导联线心电采集线采集人体心电信号，通过前置放大电路，带通滤波电路，50 Hz双T陷波后再经主放大电路和电平抬升电路把心电信号的幅度控制在STM32的A/D采集范围内，STM32通过定时器设定A/D采样频率，通过均值滤波的方式对得到的数字信号进行处理，最后在彩屏上描绘出心电图形，系统总体框图如图1所示。 图1 系统总体框图 2 硬件设计 2.1 主控模块电路设计 主控模块的STM32F103VET单片机是控制器的核心，该单片机是ST意法半导体公司生产的32位高性能、低成本和低功耗的增强型单片机，其内核采用ARM公司最新生产的Cortex—M3架构，最高工作频率72 MHz、512 kB的程序存储空间、64 kB的RAM，8个定时器/计数器、两个看门狗和一个实时时钟RTC，片上集成通信接口有两个I2C、3个SPI、5个USART、一个USB、一个CAN、一个SDIO，并集成有3个ADC和一个DAc，具有100个I/O端口。主控单片机管脚排列图如图2所示。 图2 STM32F103VET单片机管脚排列图 2.2 前置放大电路的设计 前置放大电路是模拟信号采集的前端，也是整个电路设计的关键，它不仅要求从人体准确地采集到微弱的心电信号，还要将干扰信号降到最低，由于心电信号属于差分信号，所以电路应采用差动放大的结构，同时要求系统具有高共模抑制比、高输入阻抗、低漂移等特点。因此，选择合适的运算放大器至关重要，这里选择仪用运放AD620实现前置放大，AD620具有高精度、低噪声、低输入偏置电流低功耗等特点，使之适合ECG监测仪等医疗应用。AD620的放大倍数由1与8脚之间的反馈电阻决定，增益G=49.4 kΩRG+1，由于心电信号中含有较大的直流分量，因此前置放大电路的放大倍数不能过大，在这里选择放大约10倍，因此反馈电阻R6取约5 kΩ，为提高电路的共模抑制能力，这里用一个OP07检测R10，R4上的共模信号驱动导线屏蔽层，消除分布电容。同时用另一个OP07运放和R5，C3，R7组成右腿驱动电路，在R10，R4上检测到的共模信号经反相放大器后经R7，反馈到人的右腿，进一步抑制了共模信号和50 Hz工频干扰，这里右腿驱动有一个对交流电的反馈通路，交流电的干扰可能对人体产生危害，因此这里要注意做好绝缘措施，同时保护电阻R7尽可能大，取1 MΩ以上。此外系统电源的不稳定也对心电信号的采集有较大影响，因此在本系统中，所有运放的电源脚都并联两个0.1μF和10μF的电容退耦，提高系统的稳定性，前置放大电路的电路图如图3所示。 图3 前置放大电路 2.3 带通滤波器的设计 从前置放大电路输出的心电信号还含有较大直流分量和肌电信号，基线漂移等干扰成分，所需采集的有用心电信号在0.03～100 Hz范围之间，因此需设计合理的滤波器使该范围内的信号得以充分通过，而该范围以外的信号得到最大限度的衰减，这里采用具有高精度，低偏置，低功耗特点的两个OP07运放分别组成二阶有源高通滤波器和低通滤波器，高通滤波器由C11，C17，R7，R10组成，截止频率f1≈0.03 Hz，低通滤波器由R8，R9，C10，C13组成，截止频率约为f2≈100 Hz，系统带通滤波器的电路如图4所示。 图4 带通滤波器 2.4 50 Hz双T陷波器设计 工频是心电信号中最主要也最常见的干扰源，虽然前面的右腿驱动电路对其有一定的抑制作用，但是仍有较大部分进入了后面的电路，因此有必要设计截止频率为50 Hz的带阻电路来进一步滤除干扰，带阻电路也称陷波器，顾名思义，带阻电路就是使某特定频率范围内的信号大幅衰减，而对该频率范围外的信号几乎不产生影响。双T陷波电路是典型的带阻电路，在双T网络中，两个T型网络的参数是对称的，如图5所示的50 Hz双T陷波电路中，R13=R14=2R16=R=32 kΩ，C20=2C19=2C18=C=200 nF，本质上是由两个T型高通滤波器和低通滤波器并联组成，图5所示电路的截止频率f0=1/2πRC≈50 Hz。 图5 50Hz 带阻滤波器 2.5 主放大以及电平抬升电路设计 心电信号的幅度约为0～4 mV，STM32 AD转换的输入电平要求为3.3 V，因此，为了单片机能够处理采集到心电信号，需将采集到的模拟信号放大800～1 000倍。前置放大电路已放大了10倍，理论上主放大电路约放大100倍即可。为确保信号不失真，一般单级放大不超过10倍，因此，可采取两级放大的方式来达到放大100倍的效果，U9固定放大10倍，U11的反馈电阻采用可调电阻，这样就可以通过变阻器的调节达到放大100的效果。此外，因为STM32单片机的A/D采集不能采集负电平，因此这里设计了如U7所示的电平抬升电路把心电信号提到0电平以上，方便单片机采集。 图6 主放大以及电平抬升电路电路 3 软件设计 得到心电信号后要输入STM32进行AD采集和软件滤波，最终送LCD实现波形显示，单片机初始化后，程序设计定时器每6 ms中断一次，在中断函数里，对读取到的A/D值采取均值滤波的形式滤除干扰，然后把之转换与彩屏对应的坐标值，在彩屏上画线实现波形的实时显示，整个系统的程序流程如图7所示。 图7 系统软件流程图 4 测试结果分析 通过电极片和三导联线在人的左臂，右臂，右腿部采集心电信号经前端模拟电路和STM32处理后，最后在示波器和彩屏上得到的心电信号如图8所示。 图8 系统效果展示图 从彩屏和示波器上所得的心电图来看，50 Hz工频信号和基线漂移得到了较好的抑制，从示波器上可看出，相邻两个波峰之间的时间大约为900 ms，这与真实的心电信号基本吻合，图像清晰稳定，能够较好地反映人体心电特征。 5 结束语 本设计实现的是以STM32为控制核心，以AD620，OP07为模拟信号采集端的小型心电采集仪，该设计所测心电波形基本正常，噪声干扰得到有效抑制，电路性能稳定，基本满足家居监护以及病理分析的要求，整个系统设计简单，成本低廉，具有一定的医用价值。

心电信号是一种由心肌收缩而产生，并可提供心脏生理功能变化信息的生物电信号，将测量电极放在身体的不同部位，把不同体表的电位差变化记录下来，就得到了心电图(Electro Cardio Gram，ECG)。由于易于检测且直观性较好，在临床医学中得到较为广泛的应用)。然而传统心电信号采集设备体积较大，不便于实时获取心电信号。因此研究便携式、低功耗的心电信号采集系统有重要意义。本文以低功耗模拟前端ADS1293为基础，结合MSP430系列低功耗单片机设计了一种可用于超低功耗和微型化的心电信号采集系统。 1 系统硬件设计 心电信号采集系统主要由信号采集前端ADS1293和MSP430单片机控制电路组成。工作原理如下：电极提取的人体心电信号，首先送入ADS 1293做适当的放大后进行模/数转换，变成数字信号。然后通过SPI接口送入MSP430单片机进行分析和处理，最后通过单片机的USB接口送到便携式显示设备实时显示波形。 图1 系统总体设计框图 1.1 信号采集前端ADS1293 ADS1293是美国德州仪器公司(TI)用于生物电势测量的3通道、24位集成模拟前端，它能够针对特定的采样率和带宽对每个通道进行设定，使用户能够针对性能和功耗来优化配置。其还具有交直流断线检测(Lead_off Detect)、电池电量监控和自我诊断报警等功能，内置有ECG应用所需的右腿驱动电路租Wilson/Goldberger终端。ADS1293内部结构与外部引脚的连接方式如图2所示，从信号的流向可划分为信号输入接口、信号处理单元和信号输出接口等部分。 图2 ADS1293原理图 (1)信号输入接口。信号输入引脚从IN1～IN6共有6个，全部输入引脚都包含一个电磁干扰(EMI)过滤器以滤除射频噪声。系统采用5导联连接方式，即右臂(RA)、左臂(LA)和左腿(LL)分别连接到IN1、IN2和IN3引脚;共模探测器(CM detect)取得RA、LA和LL的平均电压用作右腿驱动(RLD)放大器的输入，右腿驱动放大器的输出再返回到右腿(RL)端，一起从IN4引脚输入。右腿驱动电路的作用是控制病人的共模水平，提升系统的交流抑制比;威尔逊网络(WCT)的输出连接到IN6引脚，与连接到IN5引脚的V1(胸电极)一起作为CH3通道的差分信号输入。 (2)信号处理单元。主要由仪用放大器(INA)、∑△调节器(SDM)和低通数字滤波器(Digital Filter)3部分组成，主要作用是将差分模拟电压信号转换成数字信号。仪用放大器是一个具有高输入阻抗的运算放大电路，主要有两个作用：1)对差分信号起一定的放大作用。2)提供高输入阻抗，以便从ECG电极获取更大的输入信号。仪用放大器的输出信号送入∑△调制器进行模/数转换，∑△调制器是基于过采样的一位编码技术，输出反映了输入信号幅度的一位编码数据流。低通数字滤波器由3个可编程的5阶sin型滤波器组成，∑△调制器的输出由低通数字滤波器处理后，即可得到N位编码输出。 (3)信号输出接口。主要包括4线SPI串行接口、DRDYB引脚和ALRAM引脚。各引脚的功能如下：SCLK为串行时钟输入引脚;SDI为串行数据输入引脚，共16位，其中，1位读写控制，7位地址和8位数据。在时钟上升沿期间，所有数据被采样和在第16个时钟上升沿时被写入寄存器中。SDO为串行数据输出引脚，在8～15个时钟下降沿，SDO引脚读数据。CSB为片选引脚，低电平有效，在低电平期间SPI接口开始读写数据，低电平维持16个时钟周期;DRDYB为模数转换结束引脚，表示芯片内部的数据已准备好可以读取，低电平有效，通常可用作CPU的中断信号或状态查询信号;ALARMB为报警引脚，ADS1293有一个自我诊断报警系统，用于诊断在ECG应用中可能发生的异常情况，这些异常情况主要包括电极脱落、同步错误、低电警告和3个通道工作异常等，一旦有异常情况发生就报告给错误标志，并在ARLAM引脚上显示。 1.2 MSP430单片机控制电路 选用TI公司的超低功耗单片机MSP430F5529作为主控制器，其具有丰富的片内外设，各个模块运行完全独立，包括定时器、输入/输出端口、看门狗和UART等均可在主CPU休眠的状态下独立运行。在所有模块都处于活动状态时，电流的典型值为290μA/MHz。在待机模式下，电流的典型值仅为0.18μA，从待机到唤醒的响应时间为3.5μs。MSP430F5529含有2个通用串行通信接口(USCI)模块，支持多种通信模式，如UART、IrDA、I2C、SPI和USB。在系统中，MSP430F5529利用SPI接口对ADS1293进行控制和数据的传输，其中，MSP430F5529工作于主模式下，ADS1293工作于从模式下。通过USB接口将数据传输到便携式显示设备或计算机，图3给出了MSP430F5529的接口电路。 图3 MSP430单片机接口电路 2 系统软件设计 系统软件主要包括：(1)对ADS1293进行控制，完成心电信号的模/数转换，并通过SPI接口读取数据。(2)通过USB接口将数据传输到显示设备实时显示，程序流程如图4所示。 图4 程序流程图 首先，对单片机进行初始化，配置与ADS1293通信的SPI接口和与显示设备相连的USB接口。再通过设置相关的寄存器来实现对ADS1293的初始化，包括仪用放大器和∑△调节器的工作频率设定、可编程滤波器的参数设置以及各报警寄存器的设置等。然后启动ADS1293，通过查询DRDYB引脚的状态来判断ADS1293模/数转换是否完成和数据是否准备好，若未准备好，继续查询。否则，产生一个中断给单片机MSP430F5529再通过SPI接口读取ADS1293寄存器中的数据，通过USB接口发送给显示设备。 3 结束语 本文提出了一种低功耗、便携式心电信号采集系统的设计方法。系统采用低功耗模拟前端芯片ADS1293来替代传统的分立式前端电路，利用ADS1293内部集成的右腿驱动电路、威尔逊终端、电极脱落检测等ECG应用所需要的模块简化了前端电路，与分立式方案相比，可将组件数量降低90%以上。ADS1293单个通道功耗仅为0.3 mW，且具有灵活的断电和待机模式，可延长便携式设备的电池使用寿命。综上所述，系统具有功耗低、体积小等优点，具有广泛的应用前景。

          一直有个做一个用LABVIEW实现心电图采集的小系统的想法，也去买了元件，但是由于工作中的琐事太多，总是不能静下心来实施。模拟前端主要是利用仪表放大器和低噪声的放大器来实现信号的拾取放大，同时利用低通和高阻等滤波电路过滤出有效的信号。放大后的信号经过新唐单片机的AD输入进行采样，然后转化为串口数据发送给电脑，电脑通过labview软件实现串口数据到图形的转化，就可以在电脑上分析采集到的心电图状态。       整个系统流程简要分为以下几个部分：心电信号拾取--仪表放大器--高通滤波和50hz陷波器--LM324放大--NUC120的AD采集---电脑串口---LABVIEW画图分析数据。       心电信号拾取的模型采用下面三导联模型，采用aVF模型，RL表示左右胳膊的数据作为AD620的差分前端输入，F表示反馈跟踪部分。反馈和放大采用LM324四输入运算放大器来实现。 简单介绍下LABVIEW：        LabVIEW（Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench）是一种用图标代替文本行创建应用程序的图形化编程语言。传统文本编程语言根据语句和指令的先后顺序决定程序执行顺序，而 LabVIEW 则采用数据流编程方式，程序框图中节点之间的数据流向决定了VI及函数的执行顺序。LabVIEW 提供很多外观与传统仪器（如示波器、万用表）类似的控件，可用来方便地创建用户界面。用户界面在 LabVIEW中被称为前面板。使用图标和连线，可以通过编程对前面板上的对象进行控制。