基于STM32 的心血管造影劑自動推注系統

趙 昌，宋源清，陳 光，袁成功，董靜文，張 民

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

依據《中國心血管健康與疾病報告2020 概要》，我國城鄉居民的心血管死亡率正呈穩定上升態勢。目前，中國高血壓人群已達3.3 億，心血管疾病死亡率居世界首位，遠高于癌癥類患者。在我國，對心血管疾病的醫療負荷比較高。2018 年，心血管疾病死亡在城鄉居民總死因中占首位，農村占46.66%，城市占43.81%。隨著社會經濟發展、城市化和人口老齡化的加速，中國居民的生活方式發生了深刻的變化。不健康的飲食、身體活動不足、吸煙和其他生活方式風險因素普遍存在[1]。目前，醫院放射科的心血管造影檢查在放射室進行。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]。放射科許多負責各種造影工作的醫務人員由于受到輻射的影響，對身體造成了嚴重傷害。因此，需要對現在X 射線下注射造影劑的方法進行更新[3]。

1 硬件系統設計

1.1 系統總體設計

控制系統的設計框圖，如圖1 所示，系統以STM32H743VIT6 單片機為核心，主要包括壓力傳感器板（采集近心端，遠心端壓力），注射泵板（步進電機驅動模塊），心電信號采集模塊，PC 端的上位機軟件等設備所構成。

圖1 控制系統總體設計框圖

1.2 主控模塊

系統單片機外接兩個晶振，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，主要是提供更精準的系統時鐘，一般用于鎖相環倍頻輸出[4]。單片機外設主要應用8 路USART 接收和發送，外設I2C 的數據線和時鐘線，SWD（串行調試接口）的兩路GPIO 控制線，LED 狀態指示燈的兩路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。這是系統的主控芯片所應用到的全部外設接口。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，同時引出了復位接口。SWD 模式比JTAG（Joint Test Action Group）在高速模式下更加可靠。當電路板尺寸有限時，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 內部的ROM 只能在程序下載時進行擦除和改寫，但是程序運行時是不能改寫的。STM32H743VIT6 內部的RAM 中的程序運行時可以更改，但是掉電就丟失。有一些程序數據要存在系統中，要求掉電不丟失，而且程序數據還要能更改。所以STM32H743VIT6 內部和RAM 都不行。這時候系統中就需要一塊EEPROM，它是一種掉電后程序數據不丟失的內存芯片。EEPROM 芯片的SCL 及SDA 引腳連接到STM32 對應的I2C 引腳中，結合上拉電阻，構成了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 協議，I2C 通信協議由飛利浦公司開發，其使用的引腳少，硬件實現容易，擴展性強。

該文采用的芯片型號是M24C02-WMN6TP，它是一種具有2 kbit 內存的芯片，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。作為行業標準，確保各廠家產品之間的兼容性。RS-232 是一對一的可以實現全雙工通信的協議，同一時刻可完成數據的發送和接收，即可以允許數據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]。

通信協議采用Modbus，Modbus 通信協議誕生于1979 年，我國自動化領域常用的RS-232、RS-485 接口都支持此協議。協議采用主從模型，主設備可以針對性地查詢不同設備地址的數據信息。在同一網絡上，Modbus 可以連接多個設備進行通信，例如將壓力數據和步進電機轉速的兩個數據采集模塊連接在同一總線上，將采集數據發送到上位機[6]。

Modbus 通信協議可與RS-232 接口總線結合使用。因此，在下位機與PC 端的通信是通過基于Modbus 通信協議的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電容就可進行操作，滿載時最小的數據傳輸速率為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的特性，因此，可使輸入端和輸出端進行完全的電氣隔離。輸出信號對輸入端無干擾，工作穩定。由于光耦是光電式的，所以使用時間更長，擺脫了機械觸點存在吸合次數的問題。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和濾波電路、儀表放大器電路模塊、右腿驅動電路模塊，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入單片機的ADC 采集。前端的輸入保護和濾波電路主要是抑制射頻干擾和電磁干擾，電路中加入保護電阻，阻值大約100 kΩ，最大程度地減少了流回人體內的電流。儀表放大器的作用主要是緩沖后置濾波和A/D 轉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，最后進入主放大電路。主放大電路設計四種放大倍數，分別是2 倍、4 倍、8 倍和16 倍。人體心電信號經過電極采集，得到幅值為0.05～5 mV，通過設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壓器，輸入電壓或負載電流在一定范圍內變化時仍能保持穩定的電壓輸出。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 采用四層板的設計，為了排除信號之間的干擾，信號線與電源線進行分層。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 系統工作流程

整個系統分為學習和工作兩種模式。學習模式：PC 端按下學習模式按鈕后，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據大于遠心端壓力傳感器數據。壓力傳感器板接收到近心端和遠心端的壓力數據后上傳給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）、遠心端壓力曲線（簡稱P2）、近心端減遠心端壓力曲線（簡稱P3）。PC 需要計算10 個壓力波形內P3 的最大值、最小值和平均值，并進行顯示。P1、P2、P3 是沒有外接注射泵時血液噴出時的壓力。工作模式：操作人員根據學習模式所得到的P3 數據。輸入壓力差數據，此數據為注射泵工作后近心端壓力與遠心端壓力的差值，取其絕對值（簡稱P4）。另外，操作人員需要設置注射系數X、Y，操作人員點擊運行按鈕后，注射泵應該對壓力傳感器的數據進行閉環反饋，此時系統提取工作模式遠心端壓力傳感器數據（簡稱P′2）(X×P′2-P′1)=Y×P4。（X、Y為操作人員設置的系數）（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 軟件設計

3.1 軟件介紹

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

在編譯Keil uVision5 環境下，根據各芯片的時序要求對各控制芯片進行C 語言編寫，實現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議發送給PC 端[12]。通過STM32 CubeMX 軟件實現基本配置流程：配置STM32 單片機的時鐘、GPIO、I2C、ADC 等接口、USART 串口，打開單片機中斷；根據各芯片引腳的時序電平程序判斷是否進入中斷函數；根據解析數據標志位情況來判斷是否通過串口將數據傳輸給PC 上位機。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自適應差分閾值法檢測R 波，自適應差分法算法簡單，處理速度快，對經過硬件預處理后的信號，具有檢測迅速、準確率高的特點。此方法首先設定檢測閾值和判定條件，系統工作之前，先進行ECG 信號的學習，并且對ECG 信號進行分析，并對一些特征波形做出正確識別[13-14]。通過嵌入式系統的學習，根據R 波具有波形陡峭、幅度大、寬帶窄的特點，對R 波的特征點進行存儲。經過學習后，初步判斷R 波的波形特點和閾值大小。然后開始工作，嵌入式系統實時對ECG 信號進行差分運算，計算出ECG 信號波形中各個數據點的幅度相對于時間的變化率，再將各個數據點的變化率與預先設定的閾值進行比較[15-16]。若閾值較大，則會出現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。而采用動態自適應閾值時，每檢測到一個R 波時，都需要更新閾值，從而更加準確地判斷R 波。若滿足相應的判定條件，就判斷檢測到一個R 波[17]。

ECG 信號的學習原理：心電信號進行預處理，取開始一段時間的心電數據進行自學習，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平均值，并經反復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的尖峰干擾導致的過大差分值，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 信號某時刻的數據幅度值大于所設定的閾值，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行一階差分，找到心電信號的所有拐點；對信號進行二階差分，找到心電信號所有的波峰；讓后再設定峰值閾值，找到R 波的峰值點[19]。

離散點的函數一階差分如式（1）所示：

同理二階差分如式（2）所示：

參照一階導數對拐點的判定原理，可以通過一階差分標記信號中所有的極值點和駐點。參照二階導數對極值的判定原理，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行修正，使其具有自學習功能，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，體現算法的自適應性。

3.3 上位機軟件介紹

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

圖9 登錄界面

4 結束語

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