基于STM32 的心血管造影劑自動推注系統(tǒng)

趙 昌，宋源清，陳 光，袁成功，董靜文，張 民

（1.青島理工大學(xué)信息與控制工程學(xué)院，山東青島 266520；2.青島市光電工程技術(shù)研究院，山東青島 622700）

依據(jù)《中國心血管健康與疾病報告2020 概要》，我國城鄉(xiāng)居民的心血管死亡率正呈穩(wěn)定上升態(tài)勢。目前，中國高血壓人群已達(dá)3.3 億，心血管疾病死亡率居世界首位，遠(yuǎn)高于癌癥類患者。在我國，對心血管疾病的醫(yī)療負(fù)荷比較高。2018 年，心血管疾病死亡在城鄉(xiāng)居民總死因中占首位，農(nóng)村占46.66%，城市占43.81%。隨著社會經(jīng)濟(jì)發(fā)展、城市化和人口老齡化的加速，中國居民的生活方式發(fā)生了深刻的變化。不健康的飲食、身體活動不足、吸煙和其他生活方式風(fēng)險因素普遍存在[1]。目前，醫(yī)院放射科的心血管造影檢查在放射室進(jìn)行。從開始注射造影劑到檢查和放射拍片的整個過程需要幾十分鐘。醫(yī)生長時間在X 光下給每個病人注射造影劑[2]。放射科許多負(fù)責(zé)各種造影工作的醫(yī)務(wù)人員由于受到輻射的影響，對身體造成了嚴(yán)重傷害。因此，需要對現(xiàn)在X 射線下注射造影劑的方法進(jìn)行更新[3]。

1 硬件系統(tǒng)設(shè)計

1.1 系統(tǒng)總體設(shè)計

控制系統(tǒng)的設(shè)計框圖，如圖1 所示，系統(tǒng)以STM32H743VIT6 單片機(jī)為核心，主要包括壓力傳感器板（采集近心端，遠(yuǎn)心端壓力），注射泵板（步進(jìn)電機(jī)驅(qū)動模塊），心電信號采集模塊，PC 端的上位機(jī)軟件等設(shè)備所構(gòu)成。

圖1 控制系統(tǒng)總體設(shè)計框圖

1.2 主控模塊

系統(tǒng)單片機(jī)外接兩個晶振，一個是頻率為32.768 kHz的低速晶振，一般用于計時，待機(jī)或低功耗模式時使用；另外一個是頻率為25 MHz 的高速晶振，主要是提供更精準(zhǔn)的系統(tǒng)時鐘，一般用于鎖相環(huán)倍頻輸出[4]。單片機(jī)外設(shè)主要應(yīng)用8 路USART 接收和發(fā)送，外設(shè)I2C 的數(shù)據(jù)線和時鐘線，SWD（串行調(diào)試接口）的兩路GPIO 控制線，LED 狀態(tài)指示燈的兩路GPIO 控制線，兩路ADC 采集的控制線，外部踏板三路GPIO 控制線，一路注射泵的GPIO 控制線。這是系統(tǒng)的主控芯片所應(yīng)用到的全部外設(shè)接口。其中STM32H743VIT6主控模塊原理圖如圖2 所示。

下載接口模塊采用四線SWD（Serial Wire Debug）模式，同時引出了復(fù)位接口。SWD 模式比JTAG（Joint Test Action Group）在高速模式下更加可靠。當(dāng)電路板尺寸有限時，SWD 下載模式需要更少的引腳和PCB 空間。下載接口如圖3 所示。

圖3 下載接口原理圖

STM32H743VIT6 內(nèi)部的ROM 只能在程序下載時進(jìn)行擦除和改寫，但是程序運行時是不能改寫的。STM32H743VIT6 內(nèi)部的RAM 中的程序運行時可以更改，但是掉電就丟失。有一些程序數(shù)據(jù)要存在系統(tǒng)中，要求掉電不丟失，而且程序數(shù)據(jù)還要能更改。所以STM32H743VIT6 內(nèi)部和RAM 都不行。這時候系統(tǒng)中就需要一塊EEPROM，它是一種掉電后程序數(shù)據(jù)不丟失的內(nèi)存芯片。EEPROM 芯片的SCL 及SDA 引腳連接到STM32 對應(yīng)的I2C 引腳中，結(jié)合上拉電阻，構(gòu)成了I2C 通信總線，通過I2C 總線交互。EEPROM 芯片最常用的通信方式就是I2C 協(xié)議，I2C 通信協(xié)議由飛利浦公司開發(fā)，其使用的引腳少，硬件實現(xiàn)容易，擴(kuò)展性強。

該文采用的芯片型號是M24C02-WMN6TP，它是一種具有2 kbit 內(nèi)存的芯片，與I2C 總線兼容，供電電壓范圍為2.5～5.5 V。其電路原理圖如圖4所示。

圖4 EEPROM原理圖

1.3 通信模塊

通信接口采用RS-232。作為行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)，確保各廠家產(chǎn)品之間的兼容性。RS-232 是一對一的可以實現(xiàn)全雙工通信的協(xié)議，同一時刻可完成數(shù)據(jù)的發(fā)送和接收，即可以允許數(shù)據(jù)在兩個方向上同時傳輸。RS-232 定義了主信道和輔助信道，由主信道傳輸速率相比較快[5]。

通信協(xié)議采用Modbus，Modbus 通信協(xié)議誕生于1979 年，我國自動化領(lǐng)域常用的RS-232、RS-485 接口都支持此協(xié)議。協(xié)議采用主從模型，主設(shè)備可以針對性地查詢不同設(shè)備地址的數(shù)據(jù)信息。在同一網(wǎng)絡(luò)上，Modbus 可以連接多個設(shè)備進(jìn)行通信，例如將壓力數(shù)據(jù)和步進(jìn)電機(jī)轉(zhuǎn)速的兩個數(shù)據(jù)采集模塊連接在同一總線上，將采集數(shù)據(jù)發(fā)送到上位機(jī)[6]。

Modbus 通信協(xié)議可與RS-232 接口總線結(jié)合使用。因此，在下位機(jī)與PC 端的通信是通過基于Modbus 通信協(xié)議的RS-232 接口總線來完成的[7]。

文章采用一款SP3232E 系列是RS-232 收發(fā)器，采用+3.0～+5.5 V 電源供電，工作電壓為3.3 V 時只需0.1 μF電容就可進(jìn)行操作，滿載時最小的數(shù)據(jù)傳輸速率為120 kbps。

1.4 輸入輸出模塊

輸入輸出模塊都采用光耦模塊隔離信號。由于光耦具有單向傳輸?shù)奶匦裕虼?，可使輸入端和輸出端進(jìn)行完全的電氣隔離。輸出信號對輸入端無干擾，工作穩(wěn)定。由于光耦是光電式的，所以使用時間更長，擺脫了機(jī)械觸點存在吸合次數(shù)的問題。其電路原理圖如圖5-6 所示。

圖5 輸入模塊原理圖

圖6 輸出模塊原理圖

1.5 心電信號采集模塊

該文心電信號采集模塊包括前端的輸入保護(hù)和濾波電路、儀表放大器電路模塊、右腿驅(qū)動電路模塊，高通濾波電路模塊、帶通濾波電路模塊、低通濾波電路模塊、50 Hz 陷波電路模塊、主放大電路等，最后通過主放大電路進(jìn)入單片機(jī)的ADC 采集。前端的輸入保護(hù)和濾波電路主要是抑制射頻干擾和電磁干擾，電路中加入保護(hù)電阻，阻值大約100 kΩ，最大程度地減少了流回人體內(nèi)的電流。儀表放大器的作用主要是緩沖后置濾波和A/D 轉(zhuǎn)換模塊的輸入和采集，同時，提供低電平心電信號的放大。右腿驅(qū)動電路作用是提供了共模偏壓并降低了共模噪聲。由于ECG 信號的低頻特性：頻率一般為0.05～l00 Hz，能量主要集中在0.25～35 Hz[8]。該文設(shè)計的濾波頻率范圍為0.01～150 Hz，并加入50 Hz 陷波電路抑制工頻干擾，最后進(jìn)入主放大電路。主放大電路設(shè)計四種放大倍數(shù)，分別是2 倍、4 倍、8 倍和16 倍。人體心電信號經(jīng)過電極采集，得到幅值為0.05～5 mV，通過設(shè)計的心電信號的采集電路可以放大到1 V 左右，符合A/D 輸入口的要求。通過心電采集模塊，可以得到放大無干擾的心電信號[9]。

1.6 電源模塊

該文采用電源管理芯片是TJ1117GS 系列的LDO，LDO 是一種降壓直流線性穩(wěn)壓器，輸入電壓或負(fù)載電流在一定范圍內(nèi)變化時仍能保持穩(wěn)定的電壓輸出。LDO 具有低噪聲、小體積、低功耗、性價比高、使用簡單等優(yōu)點。其電路原理圖如圖7 所示。

圖7 電源模塊原理圖

圖8 主程序流程圖

1.7 主控電路板PCB

主控電路板PCB 采用四層板的設(shè)計，為了排除信號之間的干擾，信號線與電源線進(jìn)行分層。并加入電源分割減少了PCB 走線，同時減少信號間干擾問題，保證信號的完整性[10]。

2 系統(tǒng)工作流程

整個系統(tǒng)分為學(xué)習(xí)和工作兩種模式。學(xué)習(xí)模式：PC 端按下學(xué)習(xí)模式按鈕后，在不接入注射泵時，模擬心臟收縮血液噴出的壓力，即近心端壓力傳感器數(shù)據(jù)大于遠(yuǎn)心端壓力傳感器數(shù)據(jù)。壓力傳感器板接收到近心端和遠(yuǎn)心端的壓力數(shù)據(jù)后上傳給PC 和注射泵板。PC 需要顯示三條曲線，分別是近心端壓力曲線（簡稱P1）、遠(yuǎn)心端壓力曲線（簡稱P2）、近心端減遠(yuǎn)心端壓力曲線（簡稱P3）。PC 需要計算10 個壓力波形內(nèi)P3 的最大值、最小值和平均值，并進(jìn)行顯示。P1、P2、P3 是沒有外接注射泵時血液噴出時的壓力。工作模式：操作人員根據(jù)學(xué)習(xí)模式所得到的P3 數(shù)據(jù)。輸入壓力差數(shù)據(jù)，此數(shù)據(jù)為注射泵工作后近心端壓力與遠(yuǎn)心端壓力的差值，取其絕對值（簡稱P4）。另外，操作人員需要設(shè)置注射系數(shù)X、Y，操作人員點擊運行按鈕后，注射泵應(yīng)該對壓力傳感器的數(shù)據(jù)進(jìn)行閉環(huán)反饋，此時系統(tǒng)提取工作模式遠(yuǎn)心端壓力傳感器數(shù)據(jù)（簡稱P′2）(X×P′2-P′1)=Y×P4。（X、Y為操作人員設(shè)置的系數(shù)）（P′1 工作模式下近心端的壓力）。操作人員點擊停止按鈕后，注射泵停止工作。

3 軟件設(shè)計

3.1 軟件介紹

該文用到的開發(fā)軟件有Keil uVision5、STM32 CubeMX。HAL 庫是ST 公司方便進(jìn)行不同型號的STM32 芯片之間的移植而開發(fā)的庫，在兩個不同的STM32 芯片之間的移植基本不需要大的修改。HAL庫相對標(biāo)準(zhǔn)庫，同樣的串口通信實驗需要包含更多的文件，HAL 庫更加復(fù)雜，但是相對于標(biāo)準(zhǔn)庫，HAL庫的移植性更強，能夠適應(yīng)更多不同種類的硬件，所以能夠一個工程實現(xiàn)多個硬件應(yīng)用，就綜合能力而言，HAL 庫更加強大，符合未來發(fā)展的趨勢[11]。

在編譯Keil uVision5 環(huán)境下，根據(jù)各芯片的時序要求對各控制芯片進(jìn)行C 語言編寫，實現(xiàn)主控芯片與各個芯片的通信控制，最終處理輸入信號后通過串口按照傳輸協(xié)議發(fā)送給PC 端[12]。通過STM32 CubeMX 軟件實現(xiàn)基本配置流程：配置STM32 單片機(jī)的時鐘、GPIO、I2C、ADC 等接口、USART 串口，打開單片機(jī)中斷；根據(jù)各芯片引腳的時序電平程序判斷是否進(jìn)入中斷函數(shù)；根據(jù)解析數(shù)據(jù)標(biāo)志位情況來判斷是否通過串口將數(shù)據(jù)傳輸給PC 上位機(jī)。主程序流程圖如8 所示。

3.2 心電信號檢測

心電信號檢測采用改進(jìn)自適應(yīng)差分閾值法檢測R 波，自適應(yīng)差分法算法簡單，處理速度快，對經(jīng)過硬件預(yù)處理后的信號，具有檢測迅速、準(zhǔn)確率高的特點。此方法首先設(shè)定檢測閾值和判定條件，系統(tǒng)工作之前，先進(jìn)行ECG 信號的學(xué)習(xí)，并且對ECG 信號進(jìn)行分析，并對一些特征波形做出正確識別[13-14]。通過嵌入式系統(tǒng)的學(xué)習(xí)，根據(jù)R 波具有波形陡峭、幅度大、寬帶窄的特點，對R 波的特征點進(jìn)行存儲。經(jīng)過學(xué)習(xí)后，初步判斷R 波的波形特點和閾值大小。然后開始工作，嵌入式系統(tǒng)實時對ECG 信號進(jìn)行差分運算，計算出ECG 信號波形中各個數(shù)據(jù)點的幅度相對于時間的變化率，再將各個數(shù)據(jù)點的變化率與預(yù)先設(shè)定的閾值進(jìn)行比較[15-16]。若閾值較大，則會出現(xiàn)QRS 波漏檢的情況；而閾值較小時，無法排除如高尖P 波、高尖T 波等一些干擾的影響。而采用動態(tài)自適應(yīng)閾值時，每檢測到一個R 波時，都需要更新閾值，從而更加準(zhǔn)確地判斷R 波。若滿足相應(yīng)的判定條件，就判斷檢測到一個R 波[17]。

ECG 信號的學(xué)習(xí)原理：心電信號進(jìn)行預(yù)處理，取開始一段時間的心電數(shù)據(jù)進(jìn)行自學(xué)習(xí)，按時間分成相等的10 段，每一段時間期間至少有一個QRS 波群，在各段內(nèi)求差分的最大值，將這10 個差分最大值排序，去掉最大值和最小值后對余下的差分值求算術(shù)平均值，并經(jīng)反復(fù)試驗確定出初始檢測閾值，這里去掉10 個差分最大值中的最大值和最小值，既可以排除偶然出現(xiàn)的尖峰干擾導(dǎo)致的過大差分值，避免閾值過大造成漏檢，又可以將一些過小的差分值除去，避免閾值過小造成誤檢[18]。

差分閾值法原理：ECG 信號某時刻的數(shù)據(jù)幅度值大于所設(shè)定的閾值，就可判定該時刻存在一個可能的R 波，差分閾值法就是利用差分運算對信號進(jìn)行一階差分，找到心電信號的所有拐點；對信號進(jìn)行二階差分，找到心電信號所有的波峰；讓后再設(shè)定峰值閾值，找到R 波的峰值點[19]。

離散點的函數(shù)一階差分如式（1）所示：

同理二階差分如式（2）所示：

參照一階導(dǎo)數(shù)對拐點的判定原理，可以通過一階差分標(biāo)記信號中所有的極值點和駐點。參照二階導(dǎo)數(shù)對極值的判定原理，可以通過二階差分將所有拐點中的極大值（波峰）標(biāo)記出來。

得到初始閾值后，用初始檢測閾值檢測到8 個R波后，開始采用滑動平均的方法來修改檢測閾值，得到相應(yīng)的新的檢測閾值。通過讀取新的心電信號來修改初始閾值，新的閾值既包含了初始閾值的信息，又同時具有新的心電信號的閾值信息。通過滑動平均的方法進(jìn)行修正，使其具有自學(xué)習(xí)功能，更接近真實值。讀取新的心電信號的信息，使閾值隨心電信號的變化有所改動，體現(xiàn)算法的自適應(yīng)性。

3.3 上位機(jī)軟件介紹

ECG 系統(tǒng)用于監(jiān)控、管理心血管造影劑推注設(shè)備的工作。用戶通過登錄界面登錄軟件，登錄界面如圖9 所示。主畫面控制可調(diào)整推注參數(shù)、監(jiān)控推注實時信息、查看監(jiān)控曲線、選擇推注工作模式、切換模式、查看軟件硬件狀態(tài)等。

圖9 登錄界面

4 結(jié)束語

該文主要詳細(xì)介紹了系統(tǒng)中主控部分的各電路模塊。簡單概述注射泵模塊和近心端、遠(yuǎn)心端傳感器以及軟件的開發(fā)，其中包括單片機(jī)主控系統(tǒng)的概述及系統(tǒng)的工作流程，單片機(jī)主控模塊的硬件開發(fā)以及PCB 繪制，硬件系統(tǒng)的各模塊的連接及通信方式，心電信號檢測算法，以及主控程序開發(fā)的流程和上位機(jī)軟件的介紹。該系統(tǒng)設(shè)備減輕了醫(yī)護(hù)人員的勞動強度，提高了造影工作的效率，減少造影時間，減輕病人的痛苦，具有非常實際的應(yīng)用價值。