摘  要： 研究了一種基于SoPC的體外反搏控制系統，通過SoPC技術將數據采集控制模塊、中央處理器、VGA控制器等單元集成到一塊FPGA芯片上，該系統具有性能高、抗干擾性強、可重構、易擴展等優點。同時采用了數字信號處理和硬件電路相結合的方法進行基線矯正和自動增益調節，提高系統的適用性。系統很好地完成了對體外反搏裝置的控制，同時也推進了體外反搏系統向微型化、家庭化的方向發展。
關鍵詞： 體外反搏；SoPC；小波分析；心電信號

    體外反搏器是一種無創傷的體外輔助循環裝置，在增強心、腦等器官的血液供應，促進缺血組織器官側支循環的建立以及消除疲勞等方面具有顯著的功效[1]。SoPC(System on a Programmable Chip)技術結合了嵌入式系統和FPGA的優點，為高性能的系統設計提供了新的實現方法，它具有電路體積小、易編程、運行速度快、穩定性高、軟件設計靈活的特點，在醫療器械開發中有廣泛的應用前景。采用SoPC技術設計體外反搏器的控制系統能使整個系統在性能、抗干擾、重構性和擴展性等方面都得到顯著改善，同時也促進了體外反搏器向微型化、家庭化的方向發展。
1 體外反搏的醫學機理及實現
    心臟的供血主要在心臟的舒張期內完成。如果在心臟舒張期內人為增高動脈血壓，就會增加心臟的供血——這就是體外反搏最基本的醫學機理[2]。
    體外反搏系統是一種無創傷機械輔助循環裝置，它是一種應用計算機進行控制的氣壓驅動系統。作為一種用于防治心腦血管疾病的醫療設備，它通過先進的計算機軟件控制包裹于人體下半身的氣囊，在心臟舒張期序貫式地加壓，使下半身的血液驅返至主動脈，使舒張壓明顯增高，大量血液向心腦、腎、五官灌注，為心臟增加血流，同時降低主動脈收縮壓，減輕心臟的阻力負荷及心肌耗氧量[3]。
    心臟舒張期產生時間的檢測十分重要，其中檢測心電信號是最直接的方法。如圖1所示，典型的心電信號主要由P波、QRS波群、T波等組成。P波對應于心房收縮開始，P-Q期間代表心房收縮開始至心室收縮開始的時間，T波反映心室舒張期開始。由于T波幅值小、不易檢測，QRS波幅值大、斜率大，本設計通過QRS波來識別心臟的舒張期[4]。當檢測到QRS波后，系統延時Q-T間期，便對氣囊依次充氣；當充氣時間到了設定時間時，便控制氣囊放氣；反搏控制系統會根據不斷檢測到的心電周期計算出Q-T間期，并自動調節反搏參數，從而保證反搏時序能自動跟蹤心電信號的變換。

2 體外反搏控制系統的設計與實現
2.1 系統總體結構圖
    體外反搏控制系統的結構圖如圖2所示。該系統主要由信號采集檢測部分、控制器和執行機構等組成。在信號檢測回路中，利用作用在人體表面的電極直接檢測皮膚表面兩點間的電位差，從而得到心電信號，另一路是利用一種光電傳感器檢測脈搏血流狀況，判斷反搏效果。以SoPC為核心的片上系統的功能是對采集的心電信號進行處理，以控制包裹在人體下肢及臀部上的氣囊，使之按反搏要求充放氣，同時還需要協調系統各部分的動作。執行部分有氣泵、儲氣箱、電磁閥、氣路和氣囊[5]。通過控制器對電磁閥的控制，對氣囊進行充放氣，從而實現對人體動脈的序貫式反搏。

2.2 系統硬件設計
    體外反搏控制系統的硬件系統主要包括心電信號采集及預處理模塊、SoPC和電磁閥驅動模塊。其中SoPC又包括心電信號處理及識別模塊和顯示模塊等。從人體體表拾取的心電信號很微弱，一般只有0.05 mV～5 mV。在測量中，對于如此微弱的信號，采集之前必須進行預處理。心電信號采集及預處理模塊的功能就是對心電信號進行適當的放大，并濾除干擾信號。其中主要的干擾是基線漂移、工頻干擾和肌電干擾。由呼吸引起的基線漂移信號的頻率一般低于1 Hz，是十分緩變的信號；工頻干擾是由人體分布電容引起的，頻率固定為50 Hz；肌電干擾頻率一般在5 Hz～2 kHz之間，表現為不規則的雜波形式。
    SoPC主控制器是本系統的重點，主要包括數據采集模塊、抑制基線漂移控制模塊、小波算法模塊、NiosⅡ模塊和VGA顯示控制模塊等。數據采集模塊的功能是產生A/D轉換芯片的控制信號，并將A/D轉換后的串行數據變成并行數據，隨后產生相應的中斷信號，以提示NiosⅡ采集數據有效；抑制基線漂移控制模塊的功能是將采集進來的數據進行滑動求均值，并由求得的均值判斷是否基線漂移，如果漂移了則產生控制信號控制基線漂移抑制電路進行調節；小波算法模塊的功能是根據Mallat小波算法進行多尺度小波分解，從而得到多尺度上的細節信號；NiosⅡ模塊的功能是協調各部分的運行，計算出檢測R波的初始閾值，隨后還需根據小波分解所得的多尺度細節信號不斷地更新閾值。另外由于此模塊能得到R波幅值，而自動增益調節的依據就是R波的幅值，因此該模塊還兼有產生自動增益調節電路的控制信號，實現自動增益調節的功能。與此同時還應根據閾值實時地檢測R波，在檢測到R波后啟動定時器，進行反搏控制。而且在信號采集期間還要根據存儲區中的采集信號改寫片外SRAM中的顯示數據，而該模塊中的DMA功能塊負責將SRAM中的顯示數據送到VGA控制器的FIFO中；VGA顯示控制模塊的功能是接收DMA傳送的數據，產生VGA顯示器的同步信號和三基色信號，從而將采集進來的心電信號和指脈信號，以及相應的參數和系統工作狀態送到顯示器上顯示。SoPC的內部結構圖如圖3所示。

    體外反搏的輸出部分主要包括氣泵、電磁閥、輸氣管道和氣囊。電磁閥分別根據設定的時序，用功率三極管TIP41C進行驅動。體外反搏要求充氣迅速，因此氣泵應選擇大流量低壓泵，與此同時，為了使輸出氣壓穩定和提高瞬時氣體流量，本系統增加了一個儲氣罐，而儲氣罐的壓力由壓力閥控制。
2.3 系統軟件設計

    體外反搏控制系統的系統軟件設計思想是：首先進行數據采集，待采集的數據存滿數據存儲區后，讓系統有個開機自學習的過程，在此過程中系統不進行反搏操作，而是根據采集的心電信號計算出檢測R波的初始閾值，由此結束開機自學習過程；然后用初始閾值檢測下個采樣周期中的R波信號，并進行反搏操作。在此之后系統軟件不斷地更新檢測R波的閾值，實現可變閾值檢測[6]。由于檢測R波的閾值要由原信號中的R波數
據計算得出，為了避免新采集的數據覆蓋以前數據的情況發生，本系統設置了一個存儲區標志位，使得數據采集和閥值更新分別在兩個不同的存儲區中進行，并不斷地在兩個存儲區間相互切換。而反搏的具體過程如下：在檢測到R波后，延時一段時間，順序地打開3個充氣閥，最后根據反搏時間關斷充氣閥、打開排氣閥。這里的反搏時間可以自由設置。此外系統中還含有自動增益調節電路，并由R波的平均值來判斷如何進行調節。當R波的平均值小于某個閾值時，則控制自動增益調節電路使增益變大，反之則使增益變小。
    本文設計了一種基于SoPC技術的體外反博控制系統，該系統具有設計使用簡單、功耗低、抗干擾性強、系統可擴展等特點。使用者可以根據設計需求，結合臨床實驗，對系統的各項指標和功能進行完善，提高工作性能。
參考文獻
[1] 劉金琪，許萬平，肖煜東.心電信號檢測與體外反搏控制系統設計[J].機械與電子，2003，27（3）：32-34.
[2] 孫光耀，余生晨.小波變換在QRS波檢測中的應用[J].北方工業大學學報，2003，15（3）：15-17.
[3] 李海云，鄭振聲.一種新型體外反搏控制系統的研究[J].中國醫療器械雜志，1999，23(4)：187-189.
[4] 伍時桂.體外反搏的理論分析[C].第四屆全國生物醫學工程學術會議，武漢：1990：54-55.
[5] 曾璐.依賴虛擬儀器的體外反搏控制系統設計[J].電子技術，2007，34(1)：64-66.
[6] 曾璐，汪鋒鎖.基于LabVIEW的體外反搏系統軟件設計[J]. 儀器儀表與分析監測，2006，11（4）：32-33.