（生物医学工程专业论文）起搏器参数测量分析系统的研究和开发.pdf

起搏器参数测量分析系统的研究和开发 a b s t r a c t t h eg o a lo f o u rw o r ki st od e v e l o pas y s t e mt h a tc a nm e a s u r et h ee l e c t r o n i cp a r a m e t e r o fc a r d i a cp a c e m a k e r , a n dc a l l1 0 a dt h es i m u l a t e dc a r d i a cs i g n a lt ot h ep a c e m a k e ra n d c a nm a n a g et h ed a t ac o l l e c t e do ri n p u tm a n u a l l yt h e j o bo f t h i ss y s t e mi st op r o v i d e a e f f i c i e n c yw a y t o j u d g e a p a c e m a k e r sp e r f o r m a n c eb y c o m b i n e p a r a m e t e r m e a s u r i n ga n dc a r d i a cs i g n a ls i m u l a t i n g ，a tt h es a m e t i m ep r o v i d eo t h e rf u n c t i o n sa s m a n a g ed a t a ，p n n tr e p o 吒d a t aq u e r ye t c s o f t w a r ei nc o m p u t e 5m e a s u r ec a r da n dt h ec o m m u n i c a t i o np r o t o c 0 1b e t w e e nt h e m m a k e u p t h es y s t e mt h ec o r eo f t h em e a s u r ec a r di sa p o w e r f u ls i n g l ec h i pc o m p u t e n t h e yc o n n e c tt oc o m p u t e rv i a s e r i a 】1 i n e i nt h es y s t e mt h et a s ko fh a r d w a r ej s r e l a t i v e l ye a s i e r , i tp r o c e s st h es i g n a lf r o mp a c e m a k e ra n ds e n dt os o f t w a r eu n d e rt h e i n s t m c t i o no f s o f t w a r ei nc o m p u t e ro rs e n ds i g n a lt op a c e m a k e ra st h es o f t w a r e sw i s h s o f t w a r et a k em o s to f t h ef u n c t i o n sa sn u m e r i c a lc a l c u l a t e , l o g i cp r o c e s s ，d a t as t o r a g e , u s e ri n t e r f a c ee r et h u sw ei m p r o v et h e s y s t e m se x p a n s i b i l i t y b e c a u s eo ft h e r e l a t i v e l yl o w c o s ta n da u r a t i o no f d e v e l o p i n gs o f t w a r e i nt h i sp a p e rw es t i l 】d os o m er e s e a r c ha n dd i s c u s sa b o u tc a r d i a cs i g n a la n d p a r a m e t e r o f p a c e m a k e r i k e yw o r d s ：c a r d i a cs i g n a l ，s i n g l ec h i pc o m p u t e r , c o m m u n i c a t i o np r o t o c o l i n f o r m a t i o nm a n a g e l 芮锋 3 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 第一章绪论 1 i 起搏器发展的历史和现状 图1 il 起搏器外观 lli 起搏器简介 心脏的节律起搏是由右心房的窦房结自动 地有节奏地发出电脉冲，通过特殊的传导系统 向心脏各部位发出指令使心肌收缩。如若传导 系统发生障碍或者窦房结不能有规律地发出 电脉冲，心脏起搏器可以对患病的心脏给予直 接电刺激，人为地使心搏数正常起来。 心脏起搏器是由脉冲发生器，导线和电极 三部分组成，要求具备小，轻，薄，寿命长， 可靠性强的特点。人工心脏起搏是由带有电源 的脉冲发生器，按定频率和强度，发放脉冲，通过电极，激发心脏有规律地收 缩跳动，以治疗严重的心律失常。 起搏器主要有体外式和体内埋植式。体外式使用方法简单，在紧急情况下使 用，对患者进行抢救苛常方便。还可根据患者的状况变换心搏数。但是如果长期 使用，在放置电极的部位容易发生感染。 采用体内埋植式，! 将起博器植入病人腹部或腋窝皮下，对长期使用者非常方 便，但起搏器心搏数固定也会带来各种问题。近年来已经研制出可以变动心搏数 的诱导型起搏器。电板和接收器植于体内，用发送器在体外控制，这样便可以根 据情况变更心搏数。 li 2 起搏器简史 早在1 8 0 2 年，意大利人奥尔蒂尼曾对用刑后死去两 小时的死刑犯给予电刺激心脏，以图恢复其心跳，但未 成功。同时代的瓦萨里用电刺激法曾成功地使刚刚死亡 的患者，t l , 脏又恢复跳动。 1 9 4 7 年斯威特采用电刺激法使两例在手术中一t i 脏停 止跳动的患者心脏复苏。这种通过电刺激的方法实现人 工，t l , 脏起博的范例，为研制心脏起搏器打下了技术和理 论基础1 。 芮锋 图li z 起搏器导线 4 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 1 9 5 2 年美国波士顿哈佛医学院的佐尔医生，在心脏停跳患者的心脏部位和左 肋下皮肤处置阴阳两电极，给予每分钟9 0 次的电刺激而使心脏复跳。他随即研 制出以电池为能源的小型起搏器。佐尔被认为是心脏起搏器的发明者，被称为_ 0 脏起搏器之父”。现在全世界有数十万人安装了心脏起搏器，挽救了许多患者的 生命1 。 1 9 6 6 年，埋藏式起搏器的问世，解决了竞争心律问题，使起搏的应用范围大为 扩展。 较理想的程控起搏器创用于1 9 7 2 年，这是一种采用数字电路进行”参数记忆” 起搏频率可调的起搏器，起搏器内磁开关随着体外程控器发放的脉冲而开启，闭合 脉冲的个数被计数，存储，通过数控开关，改变振荡电路的定时电阻数值，实现对频 率的程控从而使使艺溢起搏方式能更好适应特定患者的具体需要。许多起搏治 疗过程中发生的问题，可用程控来解决，丽不必更换起搏器。 8 0 年代开始用射频信号传递指令，程控参数由1 2 项发展到多参数程控控 制，利用微机技术，程序控制的内容有了新的扩展。不仅程控器能向起搏器发出 程控指令进行起搏型数的控制，而且，体内起搏器部分也能向体外监测仪进行反 向信息传输，即使某些不能被调变的数据，例如起搏器的型号，编号，电池状况， 导线状况等，也可报告给程控器，可测量起搏阈值，采用微机传感器和微处理器 越簿稷艨捺，g 器 图l13 一种种起搏密的程控仪 的起搏系统，还能传送血压，氧分量，血糖等 心脏生理参数，使起搏器技术发展到一个 新的阶段。 9 0 年代起搏器的发展方向趋向于更多 样化的功能双腔程控起搏器开始用于临 床，其中以d d d 起搏器得到最广泛的应 用，d d d 起搏器亦称全自动起搏器，因它 可随自身心率的状况而改变为a a i ，v a t ， d v i 及d d d 等起搏状态，也可程控为 a a i ，v v i ，d v i ，d 0 0 ，及d d d 等方式起搏。因此它是较全面的双腔起搏器， 适用于房室传导阻滞，也可用于病窦综合征患者3 0 现在，起搏器的发展趋向于高度的工作可靠性和尽可能的降低功耗。 1 2 起搏器参数测量简介 埋藏式心脏起搏器从1 9 5 8 年问世以来，即成为心律失常患者长期有效治疗 的重要手段。目前世界上依靠心脏起搏器维持生命的人已超过1 0 0 万人。由于起 搏技术的不断进步，使心脏起搏器的安装更简便、安全，更易被病人和医师接收， 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 因此近年来每年的安装数已达1 0 多万人。心脏起搏器是生物医学工程领域中较 成功的、埋植人体数量最多的医疗器件。 人工心脏起搏是用脉冲电流刺激心脏，以替代心脏的起搏点带动心脏搏动的 治疗方法。心肌对各种形式的微电流刺激能产生收缩反应这一生理特征，是人工 心脏起搏的生理基础。进行人工心脏起博时，由起搏系统( 包括心脏起搏器，电 池，导线和电线) 发放一定频率的脉冲电流，传输到心房或心室的心肌处，使局 部心肌受到刺激而兴昌，兴奋向周围心肌扩布，导致整个心房或心室兴奋并收缩。 心脏起博器自应用于临床起，为保证其能够稳定的工作和建立一个相对统一 的业内标准，起博器参数的检测工作及性能的评估就在同步进行着。最初这些参 数如频率、反拗期、灵敏度等的检测是依靠示波器等工具人工手动测试，对各种 病状的治疗效果也依赖于临床观察。随着起博器的发展和广泛的应用，其参数的 专用测试器，测试系统也相继出现并日益完善。 9 3 年复旦大学电手：e 程系研制了x f 一1 型起博器参数自动测试系统是国内第 一个高性能的相关产品，它由一台i b m p c 机和测试板，控制板构成，可以自动 测出起博器的各项基本参数，但是由于研制时间较早，它的软件平台是基于d o s 的己不能满足需求，而它的功能也只限于参数检测，尚不能称为分析系统”。 国外一些知名医疗器械商也研制了多种类似的专用测试仪，大多是基于单片 机的。也只能测参数，】而且成本较高，通用性不强。 随着心脏起博器的种类增多，更新速度加快，起博器参数和性能的检测显得 日趋重要。一1 的功能只限于参数检测，软件过于简单，成本高，安装不便； 其他类似产品也是功能单一，应用面窄。因此一种硬件上即插即用、软件上功能 强大、应用面广、功能上可扩展、集成了参数检测和模拟心信号性b e 测试的综合 分析系统成为了一种需要，该系统在生产厂商，医院和国家商检部门都可得到广 f 泛的应用。 1 3p a s 系统简介及研发的意义 p a s 系统全称心脏起搏器性能分析系统( p a c e m a k e ra n a l y s e ss y s t e m ) 。本系统 研发的目的在于为使用者全面的了解起搏器的性能提供一个最强有力的工具。 随着起搏技术的不断发展及其应用面的不断扩大，同时由于起搏器作用于人 体要害部位，故而对起搏器的参数测量、性能分析的要求也不断提高，以保证起 搏器在临床医学应用中的可靠性和安全性。 传统的方法利用硬件设备直接测量，不仅费时费力，所测的数据整理保存工 作繁琐，而且对于操作人员的电子专业知识和试验能力要求很高。为了解决这个 问题近几年一些专用起搏器测试系统被研制开发出来，例如复旦大学电子工程系 2 0 0 “5芮锋6 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 的x f 】就是较为成熟的产品。然而这些系统仅仅是简单的将起搏器的各种参数 自动测量并显示、打印和存盘，功能十分局限。 p a s 的功能主要可以分为三个部分：常规参数测量、模拟心电测试和起搏器 信息管理。 常规参数测量是对起搏器的基本参数做常规测量，内容包括：起搏器脉宽、 周期、幅度等，经扩允后还可以很方便的增加对a v 间隔等双腔起搏器参数的测 量。 模拟心电测量包括两个部分，一是让系统自动的发放特定的模拟心电信号辅 以一定的算法来测定诸如反拗期、灵敏度、逸搏间期等动态参数。二是系统按照 使用者定义来产生模拟心电信号作用在起搏器上，并产生实时的起搏脉冲波形图 用来观察起搏器工作是否正常。 起搏器信息管理是用于对测得和输入的起搏器信息进行管理，提供统计平 均、数据存储、修改维护、组合查询、制作打印报表等丰富灵活的功能。 本系统利用单片机的高效性，精确性来避免人工检测中人为的误差并提高工 作效率；利用p c 机的强大的计算能力和大存储空间来丰富系统的功能。目的在 于不仅仅提供计算机辅助测量，还提供计算机辅助分析和数字化信息管理。在医 院，起搏器厂商，商检部门，科研教学中都能发挥其作用。其最终意义是希望在 医学上能够辅助起搏器最佳的使用，在科研上能够辅助起搏器的研究开发。 图11 4 p a s 系统功能模块图 芮锋 7 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 第二章心内电图和起搏器参数的研究 2 1 心内电图研究 我们设计的系统不仅能采集起搏器的信号，还能给起搏器发送模拟的心电信 号以观测起搏器在不同的一t l , 电特征的情况下的性能。为此我们有必要对心内电图 做一定的研究。一张正确记录的心内电图是起搏器可以感知到的，t l , 电信号的最好 的描述。它显示了起搏电极周围的主要的电活动，一t l , 内电图提供了分析和评估抑 制或触发脉冲发生器的q r s 波的种种特征的途径。 虽然目前系统中使用的模拟心电信号是国际标准的三角波和国家标准的s i n 平方波，我们希望通过进一步的了解和研究在一t l , 脏内采集到的电信号能够为在下 一步的工作中探讨仿真心脏的实现作准备。 211 心内电图概述 一个起搏器的专门的起搏感知电路可以一种可靠的方式对去够( q r s ) 电信 号有选择的做出回应“同时能够区分开诸如t 波，骨骼肌电噪音，电磁干扰等 杂音。这种电路可以对心内的q r s 波信号的波幅和波频有最大的响应。 一1 1 , 内电图描述了心室起搏电极周围的电活动和作为被起搏器感知的电信号。 e g m 和e c g 没什么关系，因为它的物理特性取决于电极的位置。 2 0 0 2 ，5 ab 图211 单级心室电图 芮锋 c 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 q r s 信号在形态上表现不同，可能是以正信号为主，也可能以负信号为主或 者两者都有。去极信号中最重要的生物电事件表现为垂直的近似直线的快速电压 跳变的偏转。l e w i s 和w i l s o n 称之为本位曲折( i n t r i n s i cd e f l e c t i o n ) 。这些离 散的q r s 电图的部分对应着在电极周围心肌上快速传递的激活过程。通常带有 最高的峰到峰波幅，最陡的坡度的i d 与理想的心电信号最匹配，因为它和起搏 感知的本质要求是一致的。q r s 波i d 之前和之后的部分描述了发展慢的多的心 脏远处的电活动，包括对侧心室。 在q r s 波之后的s t 段和t 波偏转是由负极化过程引起的。高度可变的s t 段的高度刻画了急件的心室电图，当电极成熟了，s t 段被认为是等电位的。 心室电图描述的q r s 信号图主要受d 极性的影响。根据f u r m a n 的研究6 0 的急性的单极心室电图有两阶段t d ( 图21t a ) 6 7 ，余下的单复比单正的情况多( 图 211 b 、311 c ) 。急性的心外膜左心室电图通常是正的，也有少量的双向的。负 的通常是可能相对的腔内节点位置处或插入位置的心肌被损害。 212 影响起搏起感知的因素 评估心室电活动的起搏器感知是心室电图的直接功能，特别是q r s 信号中 被标识为d 的快速的垂直段。现代按需起搏器的放大器和带通滤波器在设计中 图2 12 三角法图示 只对特定物理特征的 i d 有选择的响应，包括 1 ) 电压、2 ) 电压改变 的速度在数学上表示 为d v d t 术语称为斜率 ( 回转速度) 、3 ) 时间段 或频率。 d 信号的电图波 形的分析和测量包括 了幅度，时间段和斜 率，这些在术语上被称 为时域特征。当信号作 为时间的函数，从一个 高速记录的电图上我们可以在时域上很容易的得到定量的测量。研究人员和工程 师分析电图信号的多变的频率内容用的是一种在频域上更加复杂的分析。心内电 图信号经傅立叶变换可以表现为不同幅度的频谱，这些分析虽然没有临床价值， 但提供了一种更好的评估检测到的信号和感知电路滤波器特性的关系的方法。 芮锋 墨丝墨茎墼型量坌塑至堕竺堕塞塑要茎 一一一 i d 的幅度通常是测量峰到峰的 电压( 以m v 为单位) ；时间段是峰 管之间的时间间隙以微秒记( m s ) 。 心内膜的信号的平均幅度值大 约为1 2 m v 通常在4 m v 到2 0 m v 之间8 。为了留有足够的安全的余 地在初始安置时测到的d 信号应 该不小于5 m v 或大于两倍的所选 的起搏器的最小灵敏度。 斜率，i d 的另外一个物理特性 是特定的感知功能的精髓。定义为 信号电压改变速度的回转速度单位 是v s 。一个i d 信号如果电压转变 的快则斜率高，反之亦然。大多数 i d 信号的斜率的值在一o5 到o 7 v s 之间8 。 通过用时间段来除幅度的方法 我们可以从高速记录的电图上获得 大概的斜率。这种方法称为三角法 ( 图212 ，图2 13 ) 。不论是d 的 最陡峭的部分还是峰到峰幅度的 图2l3i d 的幅度定义为峰到峰的电 1 0 2 09 0 段都可蚪使用这种方 压，v ( p - p ) ，是1 3 6 m v 同时他的宽度为( t ) 2 0 m s ， 洼 所以i d 的回转率为o6 8 v s 一些最近的起搏系统分析器 ( p s a ) 提供了对检测到的信号斜率的测量。m e d t r o n i c 公司的m o d e l 5 31 】- v p s a 不仅显示了斜率还提供了心内电图的打印，电图是通过植入的导线系统获得，打 印出的用于斜率测量的电图是未滤波的波形的幅值峰到峰段。心室感知电路通常 对大于o 5 v s 的斜奉的电压幅度响应。低斜率的输入信号可能被带通滤波器显 著的削弱。为了适应被成熟的导线减弱的斜率( 5 0 的概率) ，在p s a 安置时推荐 心室信号的斜率应该大于o 7 5 v s 。心室电图的t 波被典型的描述为低电压跳变 的波形，作为慢的比枣通常低于0 1 v s 并且低电压的信号，t 波几乎完全被起搏 器感知所忽略掉。 大多数心内电图的q r s 信号经傅立叶变换后的频谱范围在1 0 到6 0 h z 9 o 由 于q r s 波抑制型起搏器的感知放大器会将这些频率范围有限的输入电信号最大 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 的传输，我们可以芬簪特定的感知功能。基于频谱特征的q r s 波的有选择的检 测也为起搏器滤波削减干扰和其他高频或低频电信号提供了方法。不用傅立叶变 换我们也可以从记录下来的q r s 信号e g m 粗略估算d 信号的频翠。因为频率 反比于两倍的信号时间段，因此个2 0 m s 的i d 信号对应的频率是2 5 h z 。 2l3 起搏器对心内信号的感知响应 起搏器对输入的心电信号的感知响应取决于以下因素： 1 ) 感知源或电极源阻抗 2 ) 感知放大器的输入阻抗 3 ) 专用脉冲发生起的独特的带通滤波特征 4 ) 心脏产生的心电信号的电压幅度、频率、和斜率 感知接点( 电极) ；的阻抗的成分有组织阻抗、电线阻抗、接触面阻抗和极化 阻抗。后者通常为2 5 0 0 0 h m s 或更少，反比于电极表面面积，和信号的时间段直 接关系。比通常的感知接点阻抗高是因为电极面积小或不成熟的心室紧缩带来信 号的时间段长。 从可以有效感知的电图电压信号中起搏器放大器检测到的电互取决于感知 放大器的输入阻抗( 通常2 0 0 0 0 0 h m s ) 和感知节点阻抗的比率，可以简单的表示 为以下公式： v 。= v h + i a ( i s + i 。) v a ：放大器感知到的电压，：v h ：心脏感知到的电图电压，i 。：放大器的输入阻 抗，i 。：感知节点阻抗9 。因此当感知节点阻抗高达5 0 0 0 0 h m s 时一个有效的心 电信号可能被削减2 0 ，如果感知阻抗很小则比率就会较高，那么信号的减弱会 降到最小。 幅度频率“感知曲线”可以最好的反映q r s 抑制型起搏器的特性，虽然目 前的按需起搏器的滤波器的设计提供了广泛的多种抑制特性，但总的来说滤波器 通过的q r s 波形信号有一个频谱( 通常l o 到8 0 h z ) ，高频或低频的内容被极大 的衰减或消除。滤波器的灵敏度的大小根据不同品牌的起搏器而不同，但包括了 大部分q r s 波的频率的范围与节点电极是单极的或是双极的无关。我们也经常 用各种人工的信号来测试感知器性能，制造商用这些信号来代表起搏器感知曲线 的一个点，这些信号包括s i n e 2 ，l 2 s i n u s ，方波，三角波，指数波，梯形波。这 些测试信号与自然产生的心脏电活动不是精确对应的，只是粗略的模拟可被感知 的q r s 波形。 心室早搏显示的频谱通常被证明比相应的q r s 波低得多。尽管心室早搏的幅 度足够强，但是过低的频段特性使之可能不会被感知相应。与此观察相对应的， 2 0 0 “5 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 欧姆指出有束枝阻塞的病人记录下来的电图的幅度或斜率与那些正常期间的 o r s 综合波没有统计学上的区别9 。 经过一定的研究和学习我们有如下结论： a 与体表心电图相比，心内电图在形态上是不确定的，形状和极性与电 极的位置，电极接触面的状态有关。 b 影响感知的因素在时域上主要是i d 的幅度、斜率；频域上是频谱。 c 起搏器对心内信号的感知响应取决于以下因素： 1 ) 感知源阻抗 2 ) 感知放大器的输入阻抗、 3 ) 专用脉冲发生起的独特的带通滤波特征 4 ) 心脏产生的心电信号的电压幅度、频率、和斜率 d 考虑到电极在体内的状态刚刚安置时和过一定的时间后会发生一定的 变化，在参数设定时要给一定的冗余量 2 2 起搏器参数 起搏器的各项参数反映了这个起搏器的性能特点，是医生在为病人选择最合 适的起搏器的过程中参照依据，每个参数都有其物理意义和生理意义，为了完成 本系统，我们必须先对起搏器的主要参数有一定的了解和研究。 22 1 起搏器的模式编码 国际标准组织按照主要的工作模式建立了给起搏器编码方法 第一个字母。第二个字母第三个字母 起搏腔 感知腔 响应模式 有以下字母可以用来构成起搏器编码 v = v e n t r i c u l e a = a t r i u m 心室 心房 d 。d o u b l ec h a m b e r 双腔 i = 1 1 1 1 1 i b i t e d 抑制 t = t r i g g e r e d 触发 o = n o t a p p l i c a t i o n 固定 第一个字母如果是a 则代表心房起搏，v 代表心室起搏，d 代表双腔起搏。 第二个字母如果是a 则代表心房感知，v 代表心室感知，o 代表没有感知功能。 第三个字母如果是i 则代表抑制型，t 代表触发型，o 代表没有感知功能。 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 第三章系统设计与实现 3 1 总体设计与测量算法 3 1 1 系统总体设计 图3 11 起搏器计算机分析系统架构 整套系统由硬件板块、软件板块和软硬件板块之间的协作构成a 硬件板块包括单片机、模拟电路、磁铁和写在单片机内的程序构成。硬件板 块的功能一是直接引入起搏器的起搏信号将其处理成数字化的信息，= 是按照来 自软件板块的指令向起搏器发送不同的模拟的心电信号，三是按指令设置部分硬 件设备的状态，对起搏器加磁场或干扰。 软件板块是运行在m i c r o s o f tw i n d o w s 操作系统上的一份程序。按层次分为 人机界面、软件功能层、底层通讯接口。按模块分为测试数据采集、起搏器信息 管理、模拟测试心电设计。软件板块的职责是提供友善的人机界面、控制整个系 统的运行、操作数据库、操作并显示来自硬件板块数据、向硬件板块发送指令和 数据。 软硬件板块之间的协作硬件上是m a x 2 3 2 和一根串口数据线，软件上是为系 2 0 0 纠5 芮锋 统专门设计通讯协议。该协议保证了单片机和p c 机间的数据通讯。 ! ! ：! 叁塑型星塑簦鲨 关于起搏器的性能参数最主要的有脉宽、脉幅、频率、灵敏度、反拗期、输 入阻抗等。 硬件电路将起搏佶号引入后先进行滤波，放大等处理，然后利用单片机的计 数器可直接测得起搏脉宽、本次脉冲距上一次的时间间隔( 软件可_ 以将之换算成 频率) 这些数据由单片机发送给软件板块，同时发送给软件板块的还有经a d 得 来的幅度，软件板块采集5 到1 0 个脉冲，然后将采集到的值求算数平均作为测 量值。 灵敏度的测试，是由软件控制单片机动作而完成的，在单片机不断的向起搏 器在感知有效期内发送脉冲的过程中，软件板块会调整脉冲的幅度，找到能被起 搏器感知的临界点幅值作为灵敏度。为了加快测试的过程我们采用对分法来检索 临界点。 我们设灵敏度上限m a x s e n = a 、下限m i n s e n = b 、灵敏度测量精度为p = p 、 试探值为t 、初始试探点t o = ( a + b ) 2 。 试探流程图如下：i 2 0 0 2 t ； 图3 1 2 两分试探法流程图 ，7 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 那么测量次数是固定的，设次数为n ，则有 m a x s e n m i n s e n 可一 l q 9 2 p 取a = 5 0 0 0 “vb = 8 0 0 “v p = 1 0 uv 可算出n = 9 ，也就是说只要9 次试探 就可以获得达到l o uv 级的精度。 反拗期的测试十分类似，在单片机不断的向起搏器发送幅度足够的脉冲的过 程中，软件板块会调整脉冲发送的时间，找到能被起搏器感知的i 临界点时刻作为 反拗期。仍然是用两分法，流程细节不再重复。 干扰频率是不断调高模拟心电的频率加载在起搏器上直到使得起搏器转换 成非同步工作方式为止，这时的模拟心电的频率即为干扰频率。 测试磁频和干扰转换频率的过程相对简单，单片机使测试板上的电磁工作或 提高模拟心电的频率达到干扰频率即可，继电器的选通仍是由软件发出指令。 a v 间隔，我们将起搏器的心室起搏和- i i , 房起搏信号通过测试卡的两路通道 分别引入系统，两者之间的时间间隔即为a v 间隔，这个时间间隔硬件来采样。 逸搏间期的测试先由软件发模拟心电抑制起搏器工作，然后停止发送模拟心 电并开始计时，到下一个起搏脉冲的到来为止的时间。 输入阻抗的测量过程是这样子的：软件控制单片机设置数字电证器不同的阻 值，可以得到不同的电压值，将设置的电位器值和相应所得电压值联列方程组可 算出输入阻抗。 ， 模拟心电的实现方法 模拟一i i , 电实际上就是一定幅度的脉冲序列，简而言之就是一段时间间隔序 列，在软件板块中用户设计的模拟心电会动态的显示出来。软件层不断的在相对 应的时刻通知单片机发送指定幅度的脉冲即可。但是由于脉宽是0 1 微秒的数量 级，所以在实时性上有相当高的要求。考虑具体模拟心电发送的要求，我们将模 拟心电可以分为两类，：一类是频率相对固定的心电信号比如干扰频率和观察起搏 举对- t l , 电刺激信号的反应用的心电脉冲序列。一类是测试用的不定周期的心电信 号，比如测量反拗期。? 对于第一类心电信号因为其波形、幅度、脉宽、周期是相 对稳定的，第一次发遗信息包包括了这些数据，单片机接收到以后存放在相应的 寄存器内，周期其存储在一个专用计数器中，每当计数器减为零时发放另一个 心电脉冲直到收到新的信息包改变频率，这种方式对应的单片机工作模式我们称 为交互模式( 详见33 单片机的任务) 。第二类的心电信号的没有固定频率，发 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 送的信息包内提供的数据描述了心电脉冲和起搏脉冲之间的相对时间间隔，单片 机工作在正常模式。单片机每收到一个p c 送来的信息包就将时间间隔放入缓存， 当新的起搏脉冲到来，时间间隔被读入计时器，这种方式消除了因数据通讯带来 的延时误差，在两个起搏脉冲的数百毫秒量级的时间段里，p c 和单片机完全有 能力处理捕获的数据当，而实时性得到了保障。 芮锋 ! 塑墨墅至墼型量坌堑垂堕塑竺茎翌茎垄一一一 ! ：! 堡型皇堕塑堑堑些 一 p a s 系统中模拟电路完成了两大任务，一是将起搏器的模拟信号作一定的处 理后变成合适的信号交给c y g n a lc 8 0 5 1 f o l 5 处理，一是将c y g n a lc 8 0 5 i f 0 15 输 出信号处理成范围合适的模拟脉冲加载到起搏器上。 由此可见，模拟电路在本系统中的作用是在起搏器到单片机之间建立了信息 连接并转换的桥梁，为整个系统所获数据的最初来源。因此在完成功能的基础上 模拟电路如何保证精度和最小失真是设计的关键。 32l 信息的输入通道 图3 2 1 信息的输入通道 如图3 2 1 起搏脉冲经运放t l 0 7 4 的3 脚进入系统，第个运放做了一个缓 冲，其目的是将信号隔离以避免后级处理电路引起的信号失真。隔离后的信号分 为两路一路进行a d 采样以获得起博脉冲的幅度信息，另一路被c 8 0 5 l o f l 5 的 可变程计数阵列捕捉? 以提取起博脉冲的时间信息( 宽度和频率) 。 因为起搏信号幅值可达m 6 v 左右，而c 8 0 5 1 f 0 1 5 片上a d 对模拟信号的处 理范围为o 24 v ，于是我们用另一个运放做成个反向输入放大器将最高 f 一6 v o v 的起搏脉冲变换成【o ，2 4 v l 蝴- ，r ，是精密可变电阻，调节可获得不 同的衰减系数： k ，：一鲁。v , n 设计中，调节r 1 9 使7 5 v 直流电压在a d c 达到满量程。 芮锋2 0 j 墨苎墨垒墼型量坌塑至篓塑旦茎塑茎茎 一一 322 信息的输出通道 平滑滤波 单片机接受p c 通过串口发来的指令会生成仿真的波形，经片内d a c 转换成 模拟信号的仿真的波形输出是阶梯状的波形，为此我们必须先进行滤波的工作。 单片机输出经过缓冲进入平滑滤波器模块，我们采用一个二阶无限增益多路反馈 l p f 来完成滤波工作。图3 22 ) 。 图3 2 2 平滑滤波器 通带增益由r 2 瓜l 挟定，取r l = r 2 = 2 0 k ，通带增益为1 ，取r 3 = r t = 2 0 k ，c 2 = 9 c t 。 频率转折点由： 1 决定，取在5 k h z 。 2 丌c l c 2 r 2 r 3 从而由 ! 一：5 k 2 才2 0 k 3 c l 得c l = 5 0 0 p f , c 2 = 9c l = 4 5 0 0 p f ， 实取c l = 4 7 0 p f , c 2 = 4 7 0 0 p r o q = 厝删 波形的可变衰减控制： 因为在测试灵敏度时需要我们 输出的波形的幅度是可变的，在本 设计中我们采用以数字电位器为核 心的放大电路对从平滑滤波器输出 的平滑模拟波形作可控衰减，电路 如图323 。数字电位器采用的是 芮锋 图3 2 3 增益控制器 望苎墨查墼望! 量坌堑墨竺塑! 塑塑堑茎 m a x 9 2 2 1 ，其为6 4 抽头的电位器，这样能提供的灵敏度分辨率为1 6 4a 从单片 机以串行通信的方式对其进行控制( 其通信协议见附件3 ) 。由于灵敏度的动态 范围约有2 0 1 9 ( 2 0 m s ? m s ) = 2 0 d b ，同时数字电位器的抽头本身就有约4 0 欧姆的阻 抗，所以考虑将数字电位器与一1 5 0 q 的电阻串联，以实现最大2 0 d b 的衰减。 这个模块完成的衰减为0 2 0 d b 。 波形方向选择 输出的模拟波形现在在波形和幅度上都已经令人满意，但是方向却只能是负 的，在我们前面的研究中已经知道，实际的心内电信号是有正负之分的，为此我 们引入波形方向选择模块。同时完成对仿真信号的进一步衰减( 固定增益) 。电 路如图3 2 4 。 图3 2 4 波形方向选择模块 对于本模块输入的信号我们做两种处理，一路是直接通过一电位器微调电阻 衰减，保持其负相的特性：一路通过以一电位器微调一个反相放大电路器衰减同 时再次反相，继电器根据由单片机发送的仿真波形方向信号来决定选择哪一路作 为本模块的输出，继电器由m c l 4 1 3 驱动。 输出缓冲和输出阻抗测量模块 由于模拟心电脉冲的输出须直接耦合到电极上，而心脏的标准负载是5 1 0 q ， 为了防止输出信号调趣模块对输出阻抗的影响，须对输出加以缓冲隔离。图3 25 中i d 即起这样的作用。 芮锋 经过隔离，输出阻抗是由后 续的阻抗测量模块决定而与前 级无关。r 1 6 为5 1 0 欧姆的固定 电阻其作用是模拟心脏的标准 负载。为了能测出起博器放大电 路的输入阻抗增加了另一路阻 抗输出回路，由继电器2 完成这 俩路间的切换。基于起博器放大 电路阻抗r i x 固定的假设我们 爰用了如下的测量方法：在两次 起博脉冲之间放大电路工作的 时间内，通过r 1 5 和数字电位 器f 阻值调协在r x 0 ) 发出一个 模拟心电波形，同时a d c 电路 工作采样输出到起博器上的波 形的蜂值v 0 ，而后调节数字电 位器使其阻值为r x l ，在下次 放大电路工作的时间内再次测 图325 输出缓冲和输出阻抗测量模块 得峰值v 1 ，而后通过一下的算式获得r i x 。 k v o k r x r x o 一k 一 月i x r x , 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 3 3 硬件的核心全集成混合信号单片机c 8 0 5 1 f 0 1 5 3 31 什么是s o c 单片机是一种专门用于控制的计算机，它在一块芯片上集成了c p u 、r a m 、 r o m 、定时计数器和各种i o 部件，具有体积小、功能强、价格便宜、可靠性 高等特点。在片系统是随着半导体生产技术的不断发展，集成度越来越高，对嵌 八式控制技术可靠性要求越来越高，而产生的新概念，即一s o c 。s o c - - s y s t e m o nc h i p 的缩写，意恩是整个系统都高度集成在一个芯片上。我们选择的c y g n a l 公司的c 8 0 5 i f x 0 0 1 5 ( 以下简称c 0 1 5 ) 就是这样一款全集成混合信号在片单片 机系统。 332c 0 1 5 的特点 c o l 5 的主要片内资源 一1 0 位多通道输入a d c 一2 路1 2 位d a c 一2 路电压比较器 一电压基准( 内部、外部) 一内置温度传感器( 十一3 0 c ) 一1 6 位可编程定时计数器( p c a ) 可用于( p w m ) t ；个通用1 6 位定时器 一3 2 个通用i o 口 一带有1 2 c s m b u s 、s p i 、1 个u a r t 串行总线 一3 2 k f l a s h 存储器 一2 3 0 4 数据r a m 一片内电源监测、片内看门狗定时器、片内时钟源 c o l 5 主要特点 一高速的( 2 0 m i p s 2 5 m i p s ) 与8 0 5 1 全兼容的微控制器内核 一f l a s h 存储器可实现在线编程和可用于非易失性数据存储 一工作电压典型值为3 v ( 2 7 v - 3 6 v ) ，全部i l o 、r s t 、j t a g 引脚均允许5 v 电 压输入 一全系列芯片均为工业级( 温度范围一4 5 。c + 8 5 。c ) 一片内3 t a g 仿真电路提供全速、非插入式( 不使用在片资源) 的电路内仿真。支 持断点、单步观察点、。运行和停止等调试命令，支持存储器和寄存器校验和修改 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开芨 33 3 采用c 0 1 5 的理由r 片上集成了a d c 、d a c 以及2 k 的x r a m 、3 2 k 的f l a s hm e m o r y ，为本设 计提供了诸多方便。4 一、c 0 1 5 片上集成t 8 通道1 0 b i t 的a d c 电路，省却了外加a d c 电路的必要， 一1 0 b i t 为系统中脉冲幅值、放大电路输入阻抗以及电流消耗的测量提供了优于 i i o o 的精度。 一最大单通道采样速度为1 0 0 k h z ，这一特性使直接连续采样输入脉冲波形成为 可能( 实际中的瓶颈转移到与p c 的接口速度) 。 一内置的s h 电路可提供优于15 u s 的采样保持时间，在精确测量单次脉冲幅度时 相对于百u s 级的脉冲宽度已足够。 一c 0 1 5 的a d c 还有窗口中断工作模式，即在a d c 采样结果在落在一定窗口以内 时才会引起中断，由于在连续采样脉冲时，我们所感兴趣的只是在脉冲发生的这 一段时间里的数据，而这段数据恰恰会引起窗口模式的中断。这一特性可使的处 理器每l 欠a d c 转换完毕都判断是否有脉冲到来。从而减低了处理的负担。 2 ) c o l 5 内置了一个2 4 3 v ( 典型值) 的电压基准源，可省去外部基准源为片上度的 a d c 和d a c 提供电压基准信号。其精度为1 5 p p f n 摄氏度。另外a d c 的通道8 被接 入到个片上的温度传感器，该传感器在本设计中用来监测环境温度。 二、 设计中需要有一个心电波形的发生模块，为了增加测试系统的灵活性，并 为以后引入新的测量标准时的升级方便考虑，以d a c 为核心实现这一功能。这 图3 3 i 首尾相连的字节构成d a c 单位 样就可由数字方式生成形式多变的的仿真波形。c 0 1 5 内置的两路1 2 b i t 的d a c 满 足了这样的要求。最高i o o k h z 可生成较细腻的仿真波形。另外由于d a c 的分辨 率为1 2 b i t 而在m c u p q 部基本的存储单元为b y t e f l 0 8 b i t ，从节省数据空间的角度考 虑希望数据在内存中最好能以图示的首尾相连方式存储。这样将数据打入d a c 的输出寄存器时往往需要进行移位操作，而c 0 1 5 内部能对数据寄存器的格式进 行编程，用户可直接将数据送入寄存器省去了移位工作带来的软件开销 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 三、 已经提到需要用数字方式仿真心电波形，为使波形足够精细，希望输出 的时间分辨率越高越好，这就增加了输出的样点数目，从而增加了r a m 的开销 ( 因为与p c 接口的限制波形数据必须缓存在r a m 中) ，同时a d c 在连续采样时 所产生的数据量也较大，为此设计种需要较大。 以标准三角波为例，波形的宽度为1 5 m s ，d a c 输出频率以5 0 k h z 记，样点的 数目为5 0 k h z * l5 m s = 7 5 0 点，若采用前面介绍的压缩方法数据量为 7 5 0 * 1 2 b i t 8 = 1 1 2 5 b y t e ；a d c 的输采样也以5 0 k h z 记，假设冲宽度为l m s ，也会至 少5 0 个样点，数据量为5 0 * 1 6 b i t 8 = 1 0 0 b t e ( 之所以不是5 0 * 1 0 b i t 8 是因为a d c 的 输出没有类似d a c 的重组的功能) 。这样就这二者产生的存储空间需求就达到 1 2 5 0 b y t e ，而目前市场上的8 b i t 单片机几乎都需用户自己扩展如此大的r a m 。 c 0 1 5 提供的片上2 k b y t e 的x r a m 迎合了这样的需求。 四、 开发、调试的方便性与高效，本设计的f i r e w a r e 全部采用k e i li d e 为开 发环境，当兰c 0 1 5 的开发商也提供了与k e i l 调试环境的接口。由于c 语言的代 码体积总体上讲要比直接汇编写要大，另外设计中涉及到的外没和程序功能较为 繁复，也是代码量较大，所以希望r o m 空间能大些，c o l 5 片上3 2 kf l a s h m e m o r y 应付这样的要求以绰绰有余。再者由于片上集成f l a s h 的编程单元， 可通过j t a g z i 进行在线编程，为开发乃至后期系统的升级都提供了较大便利( 由 于片上的硬件资源较为丰富故升级首先从f i r m w a r e 下手) 。最后这些f l a s h 以可由 用户程序进行修改这伊保存一些必要的参数( 如误差的补偿因子) 提供方便。 五、 本系统需要几个对时间参数的高精度测量。例如对脉冲宽度需要达到1 u s 的精度。这对系统的定时计数功能提出了较高的要求。同时不同的测量参数需要 有灵活多变的测量方式。c 0 1 5 内部提供了一个可编程计数阵列，包括一个1 6 b i t 的计数定时器和5 个独立的捕足，比较模块：定时器最高由系统时钟的4 分频驱动， 如采用2 5 m h z 的晶振可为系统提供优于4 2 5 m h z = 2 u s 的精度一一精度需求满足。 捕捉1 ：1 ：较模块可在输入的正负跳变以s n a ps h o t 的方式锁存定时寄存器的 值。这一特性被用来捕捉起博脉冲的各跳变沿，从而实现对起博脉宽和相邻两次 脉冲间隔的测量。 六、 最后c 0 1 5 采用独特的i c i p - - 5 1 处理器内核，在采用2 5 m 晶振时其峰值处 理能力可达2 5 m h z ，而且其指令集与m c s 一5 l x 全兼容。这位开发带来极大方便。 综合以上的这些原因，采用c 0 1 5 作为硬件模块的核心实为上上之选 芮锋 起搏器参数测量分析系统的研究和开发 334 硬件模块的设计思想 硬件模块的设计思想及软件实现： 本系统中，硬件模块关心的要素无外乎以下几个方面： 1 起博器的脉冲宽度，幅度，脉冲间的间隔。 2 仿真波形的形状及幅度方向。 3 实际加载到起博器上的仿真的幅度，以及输出阻抗的调整，测试起博器的 输入阻抗。