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体外反搏装置控制系统的研制 摘要 体外反搏系统是一种无创伤的体外辅助循环装置，在增加心、脑等器官的1 f i l 液供应，促进缺i ( 【t n 织器官侧支循环的建立等方面具有显著的临床疗效。体外反 搏可以无创地提供与主动脉内气囊反搏相似的功能：提高舒张压和冠脉j | l 流。其 原理是通过榆测心电信号和监控动脉血压波形，对包裹在患者的小腿、大腿和臀 部的密闭气囊进行无创性序贯加压。整个过程的血液动力学可以提高舒张压和冠 脉的血流灌注，降低收缩期心脏的负荷和心肌耗氧量。 本文设计的控制系统采用先进的p c 机和1 6 位单片机8 0 c 1 9 6 k c 并行中断通 讯控制技术组成的智能检测与控制系统。在算法上使用新的体外反搏充排气叫序 控制算法，使病人反搏时在舒张期出现的反搏波恰好发生在主动脉瓣关闭之际， 从而使反搏衄流以最充分的时间向缺血器官进行灌注，而又不加重心脏的负荷。 在心脏进入收缩期能使收缩压降至最低，最大限度地降低心脏射血期负荷，从而 达到最大的反搏效应。 为了精确实现算法，本文采用三阈值法完成对心电信号的q r s 波进行识；l j ， 结合指脉脉搏波判定充排气时机。同时在系统中充分考虑系统的安全性，增强出 错预警处理能力，保障病人在非正常情况下的安全。 最后为了保证本文设计的体外反搏控制系统可以适应于各种治疗环境， j ：f 扰附件其他设备，亦不受别的设备干扰，在系统的设计上采取了多种抗”1 二扰措施， 保证设备的电磁兼容性。 关键词：体外反搏；心电信号；电磁兼容；q r s 波群检测 s t u d yo ft h ec o n t r o i s y s t e mo ft h e e x t e r n ai c o u n t e r p u is a tio n a b s t r a c t e x t e r n a lc o u n t e r p u l s a t i o n ( e c p ) i san o n i n v a s i v ea s s i s t e dc i r c u l a l io n d e v i c e t lp l a y sap o s i t i v ea n dc a r a t i v er o l ei ni n c r e a s i n gt h eb l o o ds u p p ly f o rt h eh e a r ta n db r a i n ：p r o m o t i n gc o l l a t e r a lc i r c u l a t i o no ft h ei s c h e m i c 1 ，i s s u ea n d0 1 g a n s ：r h i sn o n i n v a s i v et e c h n i q u ep r o v i d e sa u g m e n t a t i o no f d i a s t 0 1 i cb l o o df l o wa n dc o r o n a r yb l o o df l o ws i m i l a rt ot h ei n t r a a o r t i c h a l1 0 0 np u m p ，u t i l i z i n gt h es e r i a li n f l a t i o no ft h r e es e t so fc u f f sw h ic h w r a pa r o u n dt h ec a l v e s ，t h i g h sa n db u t t o c k s i n f l a t i o na n dd e f l a t i o ni s t i m e dt ot h ep a t i e n t se l e c t r o c a r d i o g r a p h ( e c g ) a n dt h ea r t e r i a lp r e s s u r e w a v e f o r mi sm o n i t o t e dn o n i n v a s i v e l y t h eo v e r a l lh e m o d y n a m i ce f f e c ti st o p r o v i d e d i a s t o l c a u g m e n t a t i o n a n dt h u si n c r e a s e c o r o n a r yp e r f u s 【o n p r e s s u r e t o u n l o a d s y s t o l i c c a r d i a cw o r k l o a da n dt h e r e f o r ed e c r e a s e m y o c a r d ia l o x y g e nd e m a n d a n i n t e l l i g e n t t e s ta n dc o n t r o l s y s t e m ，w h i c hc o n s i s t so fa d v a n c e d c o m p u t e r a n d1 6 一b i t m i c r o c o n t r o l l e r ，i s d e v e l o p e d f o r c o n t r o l l i n g c o u n t e r d u l s a t i o na n dm o n i t o r i n gt h es y s t e ma n dp a t i e n t an e wa l g o r it h m a b o u tt h ei n f a t i o na n dd e f l a t i o nt i m i n gi sa d o p t e di nt h i ss y s t e m ，w h i c h m a k e st h ed i a s t o li ca u g m e n t a t i o ne m e r g ea ss o o na st h ea o r ti ev a lv ec l o s e d i nt h i sc a s e ，t h eb l o o dh a se n o u g ht i m et op o u ri n t ot h eo r g a n st h a ta 1 1 e s h o r to fb l o o d b yd o i n gs o ，ab e s te f f e c to ft h ee c pw i l lb ea c h i e v e d 1 nt h i sp a p e r “t h r e et h r e s h o l d s ”m e t h o di sa d o p t e dt od i s t i n g u is h t h erw a v ef r o mt h ec h a r a c t e r i s t i co fe c g s i g n a l i n t e g r a t e dw i t ht h ef i n g e r p u l s ew a v e ，t h es y s t e mc a ne x t r a c tt h es t a r tp o i n to ft h ei n f l a t i o na n d d e l l a t i o nt i m in g e n s u r et h e p a t i e n t s s a f e t y ，t h e “e r r o r u 1v w a r n i n g ”f u n cl i o ni sd e s i g n e di nt h i ss y s t e m t h ee 1e c lr o m a g n e ti cc o m p a t ib i it y ( e m c ) w a sa na b i l i t yf o re l e c t r ( ) n ic e q u i p m e n tt ow o r kw e l u n d e rt h ea n t i c i p a n te l e c t r o m a g n e t i ce n v i r o n m e n t ， iti sa n i m p o r t a n t t e c h n i c a l p e r f o r m a n c e f o re l e c t r o n i c e q u i p m e n l ， e s p e c i a l 1yt h em e d i c a ld e v i c e s s os o m ek i n d so fa n a l o g u ea n dd i g il a l e i r c u it r i e sw e r ed e s ig n e df o re c pt oe n h a n c et h ee m ca b i l i t yo ft h ee y s t e m k e yw o r d s ：e o p ；e o g ；e m o ；o r sw b v od e t e c t in g 体外反搏装置控制系统的研制 1 绪论 体外反搏( e x t e r n a lc o u n t e r p u l s a t i o n ) 系统是一种由应用计算机控制的、 无刨伤的机、电、气辅助循环装置。该装置通过包裹在患者下肢和臀部的密刳 气囊，以特定模式对肢体加压，从而改变正常血液流场分布，保证在肢体、臀部 受压引起m 液返流回主动脉瓣处时，正好是主动脉瓣关闭的瞬间，并充分利用心 脏舒张期的整个刚间，使施加于血管的压力保持足够长，最大限度提高舒张王， 保证反搏j 虹流以最充分的时间向缺血器官迸行灌注，而又不加重心脏的负荷。另 一方面，反搏排气时问的确定保证在下一个心脏收缩期之前解除对血管的艇迫， 使收缩压降至最低，最大限度地减轻心脏射血期阻力，从而达到最佳的反搏效忠， 增加心脏、脑、肾等重要脏器的舒张期血液灌流，促进缺血组织器官侧支循环的 建立，达到治疗的效果”1 。 1 1 体外反搏发展的历史 1 9 5 3 年，k a n t r o w i t z 等首次提出了增加舒张压以提高冠状动脉】由l 流灌注的 实验研究，利用实验犬自身左侧膈肌包裹胸部降主动脉，在心电图t 波末端触发 起搏器，刺激膈神经，使膈肌在心脏舒张期收缩，压迫主动脉提高舒张压，从而增 加冠脉的血流灌注，但效果并不理想。 1 9 6 1 年，c l a u s s 等设计了反搏血泵。在两侧股动脉插管，在收缩期抽l h l n 液，舒张期注回_ f f l 液以降低主动脉是收缩压和提高舒张压。该赢泵对血液的抗凝 要求很高，存在反搏时间不能长，对j 衄液中的红细胞、血小板破坏较大等缺点。 1 9 6 2 年，m o u ，o p o u l o s 等设计了主动脉内气囊反搏，将一根前部带有气囊的导管 自股动脉逆行送至降主动脉，气囊顶端位于左锁骨下动脉开口远端，导管的另 端连接于反搏器，利用心电的r 波触发，使气囊在舒张期充气，收缩期排气。实 现了充分提高主动脉舒张压和降低收缩压的要求，从而达到了提高冠脉灌注压， 增加冠脉血流和减轻心肌后负荷和氧耗的目的。i 临床证明取得了良好的效果。目 前 动脉内气囊反搏已经成为临床上最常用的辅助循环方法，其疗效已为大家j ，i 肯定。但这种方法都是种创伤性的方法，需要穿刺或切开动脉插管和进行抗凝 治疗，医疗技术和设备要求条件很高。 体外反搏装置控制系统的研制 1 9 6 2 年，d e n n i s 等设想不用动脉插管方法，而是用套囊对实验犬的臀部以 及下肢施加与心脏周期同步的外压以达到反搏的血流动力学目的”1 。1 9 6 8 年 s o r o f f 等首先研制了用于人的体外反搏器。以心电图r 波为触发信号，在心室 舒张期向包裹病人两腿的水袋施加正压( 2 0 0 2 5 0 毫米汞柱) ，使下胺的m 波驱 向躯干升高丰动脉舒张压和增加静脉f i l 流同流至右心。在心室收缩期向两腿施 加负压( 一1 般为一5 0 毫米汞柱) ，使血管舒张，降低心脏射血阻力以增加心排m 量。虽然由于技术条件的限制没有达到临床要求，但这也开创了无刨的体外反撙 装置的先河。 七十年代c o h e n 等人提出了序贯式体外反搏装_ 置，其方法是在人体u 帅女放胃 气囊，利用心电触发，先小腿、前臂，后大腿、上臂序贯加压逐段驱动j f j 【液叫返， 但由于力学设计不合理，设备体积大，噪音高，造价昂贵，所以未在临床上取得 广泛应用。 1 9 7 6 年，中山医科大学的郑振声教授等人依据序贯式加压的原理和利川四 肢进行体外反搏的思想，成功研制了四肢序贯式正压反搏装置”3 。其原理是：用 特制的橡胶气囊套在病人的四肢上，心脏舒张时，从肢体远端至近端以5 0 m s 时 差充气气囊，使肢体从远端至近端顺序受压，容积减小，迫使肢体内的j “l 液返流 向主动脉，以提高主动脉舒张压，在心脏舒张末期，气囊迅速排气，f l 管压迫接 触，山于自身的拟弹性，血管开放，收纳心脏收缩射出的血液，从而使收缩j p 卜 降。1 9 7 8 年，郑振声教授又设计完成了小腿、大腿及臀部的三级序贯的增强型 体外反搏装置。该装罱增加了包裹下腹部和臀部的气囊。由于这些部位血管分布 丰富，且比下肢更接近主动脉，传输距离较短，因此进一步提高了反搏时主动脉 的舒张压。该装置在国内临床推广使用，取得了令人瞩目的效果。 随着计算机技术的发展，1 9 8 4 年郑振声教授领导的研究小组在增强型体外 反搏装置的基础上，研制成功了微机化的增强型体外反搏装置。采用z 8 0 单片机 对心电信号进行采集，根据相应的控制算法计算各组气囊的序贯式充排气时问， 精确地实现实时控制。由于计算机的应用，使得新的体外反搏装置同时具有了心 率计算、异常心率和早搏时的自动排气保护。体外反搏装置在治疗效果上更加显 著，使得体外反搏技术在临床上迅速推广。 体外反搏装置控制系统的研制 随着电子技术的发展，增强型体外反搏装置不断的融入新技术和新工艺，反 搏器的疗效性能和可靠性得到了很大的提高。 1 2 体外反搏装置的作用机理 体外反搏系统的设计必须符合其作用机理，以达到最佳的血液动力学效果， 从而达到晟佳的反搏效应“1 。 经过多年的理论研究和临床证明，体外反搏作用的机制可以概括为一f ) l 个 方面6 1 ”： 1 反搏可以提高舒张压增加冠脉血流量； 2 反搏可以降低收缩压，减轻心脏负荷，减少心肌氧耗量； 3 体外反搏可以增加回心血量，增加心搏出量； 4 体外反搏对血流动力学的累加效应； 目前应用于临床最多并取得较好疗效的是下肢序贯式的增强型体外反搏装 置。实施体外反搏时，包裹在下肢的气囊在心舒张期被充气加压作用于下肢、臀 部的动脉血管，设该压力大小为p ，位于正常生理条件下的血管一般会有以下的 力学特点： 1 轴向一般会受到一定的拉力( 有时也会变成压力) 。 2 1 = i 于皿管内流动则一定速度一定压力的血液，因而管内壁收到一定的内 压和剪切力作用。 3 血管外壁常和一些结缔组织相连，因而都到结缔组织的约束作用( 包括 挺力和压力) 。根据动脉构造在分析血管力学特性时，可将其假设为受压 的中空弹性圆管。 根据r o a r t 推荐的公式，对于一条长而薄壁的弹性管道( 如动脉血管) 当 p 品1 d 3 时， 一y 2ij ( e ：杨氏模嚣：v ：泊松比：t ：管壁厚度；d ：管道内径：) 皿管管壁塌陷。从这个公式还可得到内径越大的皿管越易塌陷，塌陷的m 管其容 秘急剧减小，促使其内血液返流至主动脉；在心收缩期气囊迅速排气，压力撤销， 体外反搏装景控制系统的研制 肢体内m 管因自身弹力和周围结缔组织的牵拉而扩张，其容积增大，快速岐人 动脉血液，促使主动脉内收缩压下降，减轻心脏后负荷，减少心肌氧耗晕，从而 达到反搏的效应。体外反搏施于肢体和臀部的压力，必须与心动周期心_ | l | i 撤编舒 张协调一致。那就是气囊充气必须与主动脉瓣关闭同步，而气囊的排气卸载必须 与心舭射咖协同以保证收缩期压降至最低，否则将增加心脏的后负荷，有损j ：病 人健康。因此，高疗效的体外反搏的关键在于准确检测主动脉瓣启闭的时间，以 实现充排气时序的精确设定。 1 3 体外反搏装置的控制原理 在目前国内外研制的各种体外反搏装簧中，采用的控制原理主要有： l ，以o r s 波为时间基准，结合指脉脉搏波的反搏控制”m 1 。 2 以o r s 波为时间基准，结合颈动脉脉搏波的反搏控制“”。 3 采用心阻抗血流图对体外反搏的控制”。 其中，第二种方法无法保证反搏波出现在主动脉瓣处恰好是主动脉瓣管壁， 很难获得良好的反搏效果。第三种方法在颈部和下胸部使用两条带状电极，测量 心阻抗m 流罔，利用心阻抗j n l 流图的特征点进行体外反搏控制。当极易收到身体 移动、呼吸等原因的干扰。在本项目中采用的是第一种控制算法。 ( 一) 以q r s 波为时间基准，结合指脉脉搏波的反搏控制 体外反搏系统是一种应用计算机控制的无创伤的机、电、气辅助循环装胃。 通过包裹在患者的下肢和臀部的密封气囊以特定模式对肢体加压，改变正常 觚液 流场分布，保证在肢体、臀部受压引起血液返流回主动脉瓣处时正好是主动脉瓣 关闭的瞬间，并充分利用心脏舒张期的整个时间，使施加于血管的压力保持足够 长，最大限度提高舒张压，保证反搏皿流以最充分的时间向缺血器官进行灌注， 而又不加重心脏的负荷。另方面，反搏排气时间的确定保证在下一个心j l i j i i 孜缩 期之前解除对j 衄管的压迫，使收缩压降至最低，最大限度地减轻心肌：射m 期m 力， 从而达到最佳的反搏效应。实施体外反搏必须使充排气时序跟踪反搏j l l j 吣心动周 期的变化。以保证心动周期变化时，反搏的时序控制始终符台生理要求。 由图l _ j 知：心脏收缩期结束后进入舒张期，心电信号t 波结尾般f 她住 体外反搏装置控制系统的研制 心脏收缩期即将结束，即心脏舒张期的开始。与主动脉瓣关闭时刻非常接近。，r 波末端与主动脉瓣关闭时刻之间最大偏差 ) 爿。c m r r 3 ，因此 c m r r l 2 a d l c m r r 3 经过前置放大电路后的信号，由图2 5 的后级放大电路进一步进行放大及滤 波处理。人体e c g 信号的频率分布主要分布在0 0 5 i o o h z ；而我们在系统中要 检测的q r s 波带宽般位于0 5 5 h z 1 9 h z 的范围内。”“”。实验证明，对心电信 号进行0 0 8 5 5 h z 的带通滤波，对q r s 波的振幅影响不大，同时可以减少高频 成分对o r s 波识别带来的影响，抑制基线的漂移。在电路中，运放u 。为刷相放 大电路，对e c g 信号进行必要的放大，放大倍数g ：l + 鱼，同时可以由增 尺柏 25 厉级处理电路 体外反搏装置控制系统的研制 盏控制电路经过单片机的控制改变r 。的值，从而达到改变增益倍数的日的”。 c ；、尺。构成高通滤波器，它的转折频率为：，= 1 ( 2 r r - r 。，c 5 ) a 0 0 8b z ，用 来抑制放大信号外的低频噪声。u 。与c 1 4 、尺，。等构成低通滤波器，它的转折频 率为： = 1 ( 2 j r 尺，。c 4 ) 5 5 1 t z ，用来消除5 5h z 以上的信号干扰，以保证 o r s 波的正确识别。u l 。为同相跟随器，起缓冲隔离作用。 u 。、c ，、c 8 、r 。、r 。、c 9 、r 3 9 等构成双7 带阻滤波器。”，用来滤除 5 0 | z 工频干扰可选取r ，。= r 。2 = r 。2 ，g = 2c 7 = 2 g ，此时该网络是对称 的，若选取r 。= 6 8 k n 、c 7 = o 4 7pf ，可以证明其陷波频率为： 厶= 1 ( 2 r r - r 。c 。) z 5 0h z ，其品质因数：o = l 4 。 为r 提高0 值，存图2 5 的电路中，双7 1 网络的纵臂不接地，而是接到运放 u 。的输出端。放大器( ，。将u 。的部分输出信号反馈到双t 网络的纵臂，山j 二 这足币反馈，具有频率增强作用，使阻带变窄，q 值提高，可提高电路选择性，“l 于u ，一“e ，s 都接成电压跟随器组态，因此电路的反馈系数为：f 2 j 彘。 n 可以证明：该有源带阻滤波器的q 值为：q = 1 ( 1 一f ) ( 其中q f 电源线 信 号线，通常信号线宽为：0 2 0 ，3 m m ，最细宽度可达0 0 5 o o ? m m ，电源线为 1 2 2 5m m 。对数字电路的p c b 可用宽的地导线组成一个回路，即构成个地 网来使用 5 时钟产生器尽量靠近到用该时钟的器件。石英晶体振荡器外壳要接，时钟线 尽量短。时钟下使用大面积覆铜。石英晶体下面以及对噪声敏感的器件下面不要 走线。 6 用大面积铜层作地线用，在印制板上把没被用上的地方都与地相连接作为地 线用。 7 尽量编短信号引线的长度，并尽量加粗信号引线的长度，以减小信号的衰 减。无用端要接高，或接地，或定义成输出端，集成电路上该接电源地的端都要 接，不要悬空。以减少外界干扰和噪声对芯片的影响。 8 印制板尽量使用4 5 0 折线而不用9 0 0 折线布线以减小高频信号对外的发射。j 耦合。 9 印制板按频率和电流开关特性分区，噪声元件与非噪声元件要距离再远一 些。弱信号电路，低频电路周围不要形成电流环路。任何信号都不要形成环路， 如不可避免，让环路区尽量小。 从硬件设计、e i j n 电路板制作方面，充分考虑e m c 问题，不仅可以极大提高 信号的准确性。也使得最终的仪器可以达到e m c 标准要求，从而保证设计的体外 反搏装置的电气安全性。 体外反搏装置控制系统的研制 2 6 本章小结 硬件的设计是体外反搏控制系统良好工作的基础。在体外反搏控制系统硬件 设计t i j 根据，卜物电信号的特点，我们设计高性能的前置处理电路，并采j 1 j 以 8 0 c 1 9 6 k c 单片机为核心设计的1 s a 数据采集卡，完成对e c g 信号和指脉脉搏波 信号的采集。同时我们从e m c 的角度出发，在设计上提高体外反搏控制系统硬件 的电磁兼容性和系统的电气安全性，确保病人的安全。 体外反搏装置控制系统的研制 3 体外反搏装置的软件设计与实现 体外反搏装置功能的实现主要是通过对e c g 信号、指脉脉搏波信号的检测、 识别，准确判断体外反搏装置的充、排气时机，对序贯式充、排气时间的准确控 制，以达到体外反搏装置最佳的反搏效应。为此，系统的软件设计尤为关键。我 们设计的整个体外反搏装置的控制系统采用的是工业控制计算机、8 0 c 1 9 6 k c 单 片机，通过i s a 总线接口进行并行通讯完成主要功能。整个系统软件部分分为两 个部分：单片机系统控制软件、上位机系统应用软件。下面分别介绍这两部分软 件的设计与实现。 3 1 单片机系统软件的设计与实现 8 0 c 1 9 6 k c 单片机在系统中主要完成对e c g 、指脉脉搏波信号的采集，与上位 机进行数据通讯。单片机以6 m s 的时间间隔对从模拟前置通道传来的e c g 、指脉 脉搏波信号进行a d 转换和数据预处理，处理后的数据存储在数据存储器中。之 l 系统初始化 l 中断优先级f l 中断向置设置 i 采样时间定义 l 等待中断i 土一 l 塑塞 a 主程序 中断程序入口 读p c 传送标志 向上位机传输数据 b 软件定时器中断服务程序c 外部中断通讯厩务程序 图31 单h 机系统软件缩构框图 2 9 圃困圃茎雷 lll 体外反搏装置控制系统的研制 后，单片机再经过8 2 5 5 并行扩展接口、i s a 总线与上位机进行数据通讯。单片 机系统软件部分由主程序和两个中断服务程序组成。如图3 1 所示。程序使用 m c s 一9 6 汇编语言编写”“7 “侧。在主程序中主要是完成参数的初始化，设置中断 向量，软件定时时间定义。系统每5 m s 采集数据一次，因此软件定时设置为5 m s 软件定时设定如下： l o bi t s 0c o m i d a n d ，# 3 8 1 1：定义定时器时间5 m s a d di i s ot i m e ，t 1 ，# 0 9 c 4 h 两个中断服务程序分别是软件定时中断服务程序和外部中断数据通讯服务 程序。在软件定时服务程序中，软件主要完成的功能是：以5 m s 的间隔，控制 a o 转换完成。每次对e c g 信号、指脉脉搏波信号的分别采集4 次，之后对信号 进行预处理。程序清单如下： ；：；：；：；：；： ：软件定时器中断服务程序 ： s o f t n t ：p u s h f l o bi i s oc o m m a n d # 3 8 1 1 a d df i s ot i m e t i # 0 9 c 4 f j a n d l 3in tp e n d # o f d h e i d i s1 3 1 。# 04 l i l dc x # 0 0 5 0 h s a p e ：l o bd l ，# 0 4 1 i l d be i # 0 3 h i | df x c x l o ( j f ) 1 ： d d bh i ) c o m m a n d ，d l ，# 0 8 1 1 l d ba dt i m e # o h 8 1 i l ，】bi o c 2 # 0 8 h a d d b d c o m m a n d ，d l ，# 0 8 h ：i d ba dc o m m a n d # 0 8 h l o o l l 2 ：n o p n o p j b sa d r e s u l t - l o 3 ，l o o p 2 l d ba l a dr e s u l tl o i 。d ba l a dr e s u i th i s i i r x # 0 6 1 s ta x ， c x a d dc x # 0 0 0 c t i i n c b o l d e c be l 。 艏动r 一次中断 取a d 转换的值 体外反搏装置控制系统的研制 j n el o o p l d i n zb l ，a d d r s c a l ld m r l ( ) p f r e t 在每次定时中断服务程序中我们对a c h 5 、a c h 6 、a c h 7 三个a d 通道分别进 行了4 次的数据采集。然后对4 次的采集数据( x 。、x ：、x ，、x ；) 进行中位 值滤波。列4 个采集数据先进行排序，然后对取最大值( x 。) 和最小值( x 。) 的平均值( x 。) 作为这次采集的采样结果，。中位值滤波”1 可以有效地克服因为 偶然因素引起的波动干扰，抑制信号的基线漂移。中位值滤波程序如下： ；：；：；：；：；：； ：中佛值滤波程序 ：；：；：；：；：；：；：；：； d m r ：p u s ha x e i l dc x ，i i 0 0 5 0 h l dg x c x l d bd i i i 0 0 1 i l ，d be l # 0 3 l f t y 0 3 ：c l ra x c lr , 3 6 t i ，f ) 3 8 1 t # o f f f ? l i l d bb i ，# 0 d l l i i y 0 0 ：c m p3 6 h ，e c x j ch y 0 1 l d3 6 h c x l i y 0 1 ：c h i p3 8 1 1 ，lc x i n i l i y 0 2 l d3 8 1 t ， c x i i y 0 2 ：a d da x c x + a d d cd x ，0 i ) j n zb l ，h y 0 0 s u ba x ，3 6 t t s u b cd x 0 s u ba x ，3 8 h s u b cd x ，0 d i v ua x # 2 s ta x l x i ，dc x g x i n c bd h m u i u bi x ，i ) t 1 # o c h a i ) i ) c x i x a d df i x # 8 0 0 1 i d j n ze 1 ， 1 y 0 3 堡丛星塑茎墨塑型墨堕塑堡型一 j 1 i x j x p o pa x r e t 外部中断服务程序功能：当上位机经过8 2 5 5 并行扩展接口向8 0 c 1 9 6 k c 发f 目 中断请求时，完成p c 机j8 0 c 1 9 6 k c 堆片机的数据通讯。程序中通过判断币片机 的传送标志位p 2 1 ，将存储在数掘存储器r o m 中的3 道信号的采样数据经过8 2 5 5 并行口送至上位机，从而完成上位机与单片机的数据通讯工作。外部中断服务程 序的清单如下： ：；i ；：；：；：； ：外部中断数据通讯程序 ；：；：；：；：# ；：；：； i i x f n t ：p i j s i i f i dd x # 6 0 0 0 h l d bb l ， d x l d ba i ，4 0 0 0 1 1 s 他a l d x w a i t o ：n o p j b si o p o r t 2 ，2 ，w a i t o l d ba l 4 0 0 i h l d b l ， d x w a l l l ：n o p b si o p o r t 2 ，2 ，w a i t l 【，d ba l 4 8 0 0 h s 1 b l ， d x w a i l 2 ：n o i m s1 0 p o r t 2 ，2 w a i t 2 , d ba 1 ，4 8 0 l t l s t ba i ， d x w a l t 3 ：n o p j g si o l o r t 2 ，2 w a i t 3 l ，d ba l 5 0 0 0 1 1 s 1 1 ba l ， d x w a i t 4 ：n o p j b si o p o r t 2 ，2 ，w a i t 4 1 d ba i 。5 0 0 i i i s t ba l ， d x l d bt o c l # 0 1 l l d bp v n i o c o n t r o l ，# l o b p o p f r e t 在应用r f f ，单片机会由于收到i i 二扰而引起程序指针( p c ) 错误，导敛年! ，；跑 飞，或陷入死循环。因此，我们在单片机的软件系统中采取了一些抗l ：扰的措施。 包括：利用8 0 ( ：l k c 单片机带有的看门狗定时器( w a t c h d o g ，w d t ) 盟控c f ) u 运行； 体外反搏装置控制系统的研制 重要的指令采用冗余指令；采用软件陷井技术和干扰处理程序引导程序，使其回 归执行位噩。 3 2 上位机系统应用程序的设计和实现 系统中的一k 位机的应用程序主要使用b o r l a n dc3 1 进行程序设计。完成的 功能主要有：数据存取、信号处理、波形显示、键处理、参数测量、鼠标事件处 a 上位机系统应用软件主程序根图 l 进入中断保护现场 i 系坑时间处理 i 数据通信、波形显示 iq a s 心电信号检测辨 i 识、心率异常处理 + l 充排气时序自动跟踪 i 控制、手动调节 + i 心率、充排气时同显示 + l 中断返回i b 中断服务程序框图 图3 2 上位机系统应_ ；| 程序框图 体外反搏装置控制系统的研制 理、反搏控制等。上位机应用系统应用软件主要由主程序和中断服务程序组成， 程序的如图3 2 所示。系统进入反搏状态后中断时间为5 m s ，反搏功能由中断服 务程序完成。 在i 二位机系统应用软件的主程序中，主要完成的是系统的初始化、r ”断优先 级设置、中断时问、中断向量的设置、图形控制界面的绘制、鼠标功能定义、数 据的存取、波形的扣印等功能1 。 系统利用系统定时器每5 m s 产生一次中断，与8 0 c 1 9 6 k c 单片机进行数据通 讯，显示波形，对e c g 信号的o r s 波群进行检测、辨识，判断心率异常等现象 并结合指脉脉搏波。从而完成对充、排气时序自动跟踪控制、手动调节。同时靠 示各项参数。 3 3 中断方式的数据通讯 体外反搏控制算法最重要的就是实时、快速的判断充、排气的时机。因此我 们在程序的设计l 利用p c 机内部定时器中断硬件资源和d o s 内部中断管理软件 资源，用中断编程设计的方法完成体外反搏控制软件的设计。2 ”1 。 i ，c 机有两种类型的中断：由执行某些指令引起的软中断( 也称内中断) 乖l 接口设备引起的硬中断( 也称外中断) 。p c 机提供的8 1 5 级中断是l l 】8 2 5 9 a 管理的。其中i n t 0 8 是由定甘_ j 器8 2 5 3 通道0 的o u t o 触发的，定时器0 被设胃为 1 6 为i i 数器作为系统的f _ = i 时钟，以1 8 2 1 1 z 的频率( 周期约为5 5 m s ) 触 发l n t 0 8 执行次， i 断0 8 服务程序。定时器每个周期都会产生一次优先级最高的可屏蔽 硬中断，中断请求是i r q o ，相应的中断向量是0 8 ，p c 机上的b i o s 提供了中断 0 8 的处理程序。它主要做三件事：同时钟计时；控制软驱马达关闭时f l f j ；调用 定时报时中断l c i i 。 体外反搏控制系统中，上位机每5 m s 产生一次定时中断，通过8 2 5 5 并行扩 展口向8 0 c 1 9 6 k c 单片机发出中断请求，读取一次数据。而p c 机的定时器周期为 5 5 m s ，直接应用i n 1 0 8 中断进行数据通讯的定时工作是无法完成实际婴求的。所 以需要重新编写时钟定时中断程序i n l 0 8 ，而且有时为了不影响日时钟的准确降， 以及原有定时中断所完成的任务，需要重写l c 中断服务程序”。 体外反搏装置控制系统的研制 程序上的实现思路如下： a ) 接管原中断o x 0 8 h 向量，使之指向新的用户定义的日时钟中断程序。 在接管前要获取、保存原来的中断0 8 h 向量，并保存在代码段可寻 址的变量中； b ) 重新初始化8 2 5 3 定时器，使通道0 计数器定时周期为5 m s ( 新的时 间常数为o x l 7 4 d ) ； c ) 进入用户主程序流程，主程序结束后需回复原中断o x 0 8 向量； d ) 新的用户定时中断程序设计。体外反搏数据采集、q r s 波群的识别、 控制算法的实现都在新的用户中断程序中实现。中断服务程序首先 读取经i s a 接口从并行扩展芯片8 2 5 5 处传来的测量数据，之后根据 算法，识别q r s 波群，判断充排气时机，完成体外反搏控制。 利用i n t 0 8 中断完成数据采集的程序清单如下： # i n c l u d e # i n c l u d e # i n c l u d e # i n c l u d e # d e f i n ei n t r o8 u n s i g n e di n tc l k d i v = o x l 7 4 d ：新的定时常数 u n s ig n e di n to l d i n t e r r u p t s o u r c e o ： u n s i g n e di n to l d i n t e r r u p t s o u r e e l ： v o i dc l k s e t ( u n s i g n e dc d i v ) ： v o i di n t e r r u p t ( f a r o h a n d l e ) ( ) ：新时钟中断向量 v o i di n t e r r u p tm y i n t ( ) ： i n tm a i n ( ) i o l d i n t e r r u p t s o u r c e 0 = i n p 。r t b ( o x 2 1 ) ：1 # 8 2 5 9 中断屏蔽寄存器 o l d i n t e r r u p t s o u r c e l = i n p o r t b ( o x o a l ) ：2 # 8 2 5 9 中断屏蔽寄存器 o l d h a n d l e = g e t v e c t ( i n t r o ) ：保存原时钟中断向量 c l k s e t ( c l k d i v ) ；设置新的时间常数 d i s a b l e 0 ： s e t v e c t ( i n t r o ，m y z g ) ；执行用户定义的新的中断服务程序 e n a b l e 0 ； f o r ( ：) - - - 处理查询时间时间； 处理鼠标时间： d i s a b l e0 ：恢复原来的时钟中断向量 体外反搏装置控制系统的研制 o u t p o r t b ( o x 2 1 ，o l d i n t e r r u p t s o u r c e o ) ： o u t p o r t b ( o x o a l ，o l d i n t e r r u p t s o u r c e l ) ： c l k s e t ( 0 ) ： 回复原定时常数 s e t v e c t ( i n t r o ，o l d h a n d l e ) ： e n a b le 0 ： l l * t o 断服务程序十 v o i di n t e r r u p tm y z g ( ，) o u t p o r t b ( o x 3 e 4 ，o x f f ) ： d o l 数据通讯与算法实现； - - - l o o t p o r t b ( o x 2 0 ，o x 2 0 ) 向8 0 c 1 9 6 k c 单片机发送中断请求 中断处理结束，重置8 2 5 9 中断状态寄存器 v o i dc l k s e t ( u n s i g n e dc d i v ) 设置新时间常数的子程序 o u t p o r t b ( 0 x 4 3 ，0 x 3 6 ) ： o i l t p o r t b ( o x 4 0 ，c d i v & o x o o f f ) ： o ht p o r t b ( o x 4 0 ，( c div 8 ) & o x o o f f ) ： i 丁我们在系统中未涉及到同时钟中断服务程序i n t 0 8 另外两项任务，所以 我们只是在系统执行退出命令时，在“q u i t ”命令是鼠标时间中恢复原来的f 时 钟中断服务。 3 4 q r s 波的识别与体外反搏控制算法的实现 设计良好的硬件经过中断服务后可以与上位机进行数据通讯。但体外反搏装 黄最为关键的部分是对充、排气时序的控制。”时机的判断。我们在体外反搏控制 系统设计巾采用的是在第一章介绍的以q r $ 波为时间基准，结合指脉脉搏波的反 搏控制方法。 3 4 1 心电图与体外反搏控制中的关系 心电图( e l e c t r o c a r d i 。g r a m ，e c 6 ) 是表征心脏电变化的曲线。币常心电图 卜的每个心动周期巾出现的波形曲线改变是有规律的，国际上规定把这些波形分 体外反搏装置控制系统的研制 别称为p 波、q r s 波、t 波，有时在t 波后，还出现一个小的u 波。此外，一个 正常的心电图还包括p r 间期( 或p q 间期) 、q t 间期、p r 段和s t 段。p 波代表心 房的除极波，q r s 波代表心室的除极波，t 波代表心室的复极波。p r 间期代表由 窦房结产生的兴奋经由心房、房室交界和房室束到达心室，并引起心室开始兴奋 所需的时间，q t 间期反映心室除极与复极过程总的时间，也代表心脏的电收缩 时间，s t 段代表心室各部分已全部进入去极化状态，心室各部分之间没有电位 差存在，曲线又恢复到基线水平。 实施体外反搏必须使充排气时序跟踪反搏期间心动周期的变化，以保证心动 周期变化时，反搏的充排气时序控制始终符合生理要求”1 。体外反搏的治疗机理 与心电图的各个期间有着直接的联系。如图3 3 所示。心脏舒张( d i a s t o l i c ) 时，对应着气囊充气加压，而收缩期( s y s t o l i c ，对应心电图的q t 间期) 气囊 心电信号 图3 3 心电图与充排气时序的对应 排气减压。因此以r 波为基准，体外反搏充气起始在心电图r 波后t o = 死，c l 触发，按小腿、大腿、臀部的顺序依次对气囊进行充气。排气时间为 7 0 = 丁k 一乙一c 2 ，根据指脉波形的变化，调整充、排气触发在e c g 时限位置， 使其控制更为准确。 3 4 2o r s 波的检测与识别 e c g 信号中q s r 波的识别在体外反搏控制系统中占有至关重要的地位。e c g 信号的特征点识别是一个模式识别的问题。模式识别的问题可以归结为数据获 取。特征值的抽取和选择、决策分类三个步骤“”。如图3 4 所示。 3 7 体外反搏装置控制系统的