体外反搏的控制方法及其装置的制作方法

专利名称：：体外反搏的控制方法及其装置的制作方法一种体外反搏的控制方法及其装置属于体外反搏控制
技术领域：
。其中，心电、脉压信号的实时处理也适用于体内反搏控制
技术领域：
。体外反搏是用于治疗缺血性冠心病、还可用在神经科、眼科、肢体治疗、体育训练的恢复等方面的一种重要的无创伤治疗方法。它是采用增加心血搏出量和减少外周阻力的医疗方法使心脏供血得到改善。在心动周期的舒张期内血液从心脏经主动脉流向周身血管时，通过气泵向包裹在人体四肢、臀部的气囊充气加压，压迫血管使肢体动脉血液尽快反流至主动脉；心室再次收缩时，气泵迅速排气撤掉压力，肢体血管张开，使动脉内舒张压下降，血液加速流向肢体远端。如此循环往复，利于血液循环改善，提高心脏及主动脉收缩功能。体外反搏必须在心脏的舒张期内进行，其过程及效果决定于心动周期(包括心脏收缩压与舒张压临界点)及加压强度的确定。目前体外反搏过程的控制方法，一般是通过如下过程进行(1)从分析心电、脉压信号入手，对信号采用斜率的方法进行数值比较，找出相邻两周期的最大值或最小值对，确定静态周期值；(2)根据周期信号，经验确定临界点及气囊充排气时间；(3)采用三级(小腿、大腿、臀部)或二级(大腿、臀部)经验控制进行加压，然后在周期结束前统一排气。这种方法的缺点1.由于有些人的心电或脉压信号的繁杂性(如信号出现奇异或规律性不强，高频心电图的切迹、扭挫，人体稳定性不够，外界干扰等)，使得其极值点判断不准确或者容易造成误判，导致周期判断不准；2.由于检测过程采用前面累计周期的平均值作为实时值进行替代，因而影响实时控制效果；3.在反搏控制过程中由经验采用各级等时间加压，虽然比较安全，但因不是根据患者具体情况施治，不能取得最佳效果；4.软件功能不强，即软硬件结合的不好，影响装置功能的潜能发挥。中国专利局1995年11月8日公开的“心电和脉搏自适应分析法及其装置”(申请号为94112295.6)，虽然提出一种采用小波母函数方法对心电信号进行处理的新方法，但它不是采用二进小波变换三阶样条算法，实时处理心电信号有困难，且并没有具体应用在体外反搏领域。当前较先进的体外反搏装置，以中国专利局1990年9月5日公开的“通用微机全自动体外反搏装置”(申请号为88105595.6)及1994年4月6日公开的“全自动体外反搏治疗监护装置”(申请号为92108575.3)为代表，其结构框图见图1所示，均由心电(脉压)信号采样电路1、心电(脉压)信号放大电路2、A/D转换器3、计算机4及由计算机4监控驱动气囊充排气的气囊控制电路5构成，气囊控制电路5的一端与计算机4相连，另一端通过电磁阀6与有管道保持相通的气泵及四肢、臀部气囊相连。以上装置中均采用计算机进行监控，由计算机对患者的心电、脉压信号进行处理后发出充排气指令，由气囊控制电路驱动电磁阀动作，控制气囊充排气过程，实现了充排气动作的自动控制，但如前所述，由于其检测过程中周期值及气囊充排气起始时间的确定均采用前面累计周期的平均值作为实时值进行替代，因而不能达到对动态信号进行实时控制的效果。另外，其气囊控制电路均采用硬件定时电路，由计算机对心电、脉压信号进行处理后发出充、排气指令，通过硬件定时电路控制电磁阀定时、序贯地进行气囊的充排气过程，除了充、排气起始时间由计算机控制根据患者不同的周期信号进行处理可以调整外，各气囊的充、排气时间均由硬件定时电路固定，采用固定脉冲时间间隔方式控制，不能根据患者的具体情况进行调整和优化，因而不能取得最佳的反搏效果。另外，现有装置还存在如下一些缺陷如均采用普通运算放大器构成的放大电路，其稳定性及抗干扰能力不强；其A/D转换器均采用8位A/D转换器，精度不高等。本发明的目的在于提供一种对动态信号实时控制、具有良好稳定性和可靠性、反搏疗效好的体外反搏控制方法及其装置。本发明所提出的体外反搏控制方法，其特征是在小波变换方法实时检测心电信号QRS波的基础上，采用动态规划算法确定对时间最优控制的控制方法，它包含以下步骤[1]实时检测QRS波的位置，其具体步骤如下①抽取心电数字信号，每5毫秒采一点，可选750个点，用Mallat算法对该信号进行小波变换，得到小波输出序列，取3尺度上高分辨率下的小波输出序列；②求斜率阈值s和距离阈值d，具体为假设750个点有三个周期，先找到这三个周期的极大值—极小值对，取这三个正极大值—负极小值斜率平均值的一半作为斜率阈值s，三段距离平均值作为距离阈值d；③实时过程开始，采一点前取15点补足进行变换；④在3尺度上，对经小波变换后的16个点从最后一点开始依次判断是否为极大值或极小值；⑤找到极大值后，记其位置为m，其值为B；找到极小值后，记其位置为n，其值为A，若|m-n|＜d+s，计算其斜率SR=|B-Am-n|]]>⑥若SR＜s，则m与n之间的零值为QRS波的R波位置，否则，取下一信号点，重复①、②、③、④、⑤过程；[2]在实时检测R波位置的基础上，确定临界点；[3]建立反搏功能评价指标J=&Integral;TstaP(t)dt+&Integral;taTP(t)dt]]>其中，J为心血管血流量，ta为加压起始时间，Ts为收缩压与舒张压的临界点，T为心动周期，P(t)为脉压值；[4]分别对小腿、大腿、臀部及其联合进行反搏测试，根据设置的小腿、大腿及臀部各自不同的加压起始时间ta(1)、ta(2)、ta(3)，记录它们反搏后的脉压值，然后根据上述反搏功能评价指标，采用动态规划算法，得到反搏时最优加压时间ta(1)、ta(2)、ta(3)；[5]根据QRS波的R波位置及最优加压时间，实施实时反搏过程。根据本发明所述的体外反搏控制方法所设计的体外反搏控制装置，其特征在于心电(脉压)信号放大电路2由一增益可调的两级放大电路7及一滤波电路8组成，两级放大电路7的前置级为一主要由一精密仪表放大器9组成的差动放大电路，其信号输入端与心电(脉压)信号采样电路1的输出端相连，后级为一主要由一可变增益运算放大器10组成的比例放大电路，其输出端接滤波电路8的信号输入端，滤波电路8由一巴特沃滋滤波器构成。滤波电路8的信号输出端接A/D转换器3的模拟信号输入端，A/D转换器3通过其上的数据线、控制线及信号输出端按常规方式与计算机4相连，计算机4同时还通过其上的数据总线、地址总线及控制总线与气囊控制电路5相连，气囊控制电路5主要由通过各自的输入、输出口顺序连接的触发器13、数据驱动器14及光电耦合器15构成。本发明所述的体外反搏控制装置，其中的心电(脉压)信号放大电路2可调电阻R1的精密仪表放大器9及其输入电路组成的差动放大电路构成，输入电路的一端与仪表放大器9的信号输入端相连，另一端与心电(脉压)信号采样电路的输出端相连。两级放大电路的后级由一可变增益运算放大器10及与之相连的输入电阻R3、接地电阻R4、可调反馈电阻R5组成的同相比例运算电路构成；两级放大电路之间的连接关系为前置级仪表放大器9的输出端经输入电阻R3后接后级可变增益放大运放10的同相输入端；滤波电路8由一巴特沃滋滤波器构成，它由顺序相连的开关电容滤波器11及由RC电路串联一可变增益运放12构成的有源低通滤波器组成，滤波电路8的输入端经过一串联电阻R6、电容C3后与两级放大电路7中后级可变增益运算放大器10的信号输出端相连，其输出端与A/D转换器3的模拟信号输入端相连。本发明所述的体外反搏控制装置，其中的气囊控制电路5由顺序连接的74LS273型D触发器13、74LS245型数据驱动器14及TL521型光电耦合器15构成，D触发器13的时钟脉冲输入端通过一译码器16与计算机4的地址总线、控制总线相连，D触发器13的信号输入端与计算机4的数据总线相连，其信号输出端顺序经数据驱动器14、光电耦合器15的输入、输出后接分别控制四肢、臀部气囊的充、排气动作的四个电磁阀。本发明所述体外反搏控制装置，其中的的A/D转换器3采用12位A/D转换器，其模拟信号输入端分别与心电(脉压)信号放大电路1的输出端相连，其数据线、控制线分别按常规方式接入计算机4。以上体外反搏装置各部分的实现过程如下由心电(脉压)信号采样电路1检测到的心电(脉压)信号，经心电(脉压)信号放大电路2的放大、滤波后，滤去50HZ的干扰信号，然后在计算机4的控制下，经高精度的12位A/D转换器3将模拟信号转换为数字信号，再将此数字信号传给计算机4，计算机4中配置了专用的控制软件，在控制软件程序的控制下，计算机4首先对反搏前信号进行基线调整、平滑处理、放大或缩小、数据采样，然后按前述控制方法实时检测动态信号及小波变换，获取控制反搏装置充排气时间的数据，并进行动态规划处理，由此确定气囊充排气动作的各级加压时间，最后通过其上的数据总线、地址总线及控制总线，向气囊控制电路5发出充排气指令，驱动电磁阀6动作，控制各气囊的充排气过程，充排气各参数均由计算机4控制。本发明的效果简述如下本方法由于采用小波变换对原始信号进行实时检测和处理，使得周期信号值的判断更加准确，减小了误判率(见以下附图4所示，从图中各信号的对应关系可见，未经小波变换处理前，原始心电信号(a)出现平的峰值，用常规方法很难准确检测到R波位置，经小波变换处理后，通过极大值、极小值对的准确测定即可很方便地检测到R波位置并据此准确发出反搏控制信号(c))，并且由于对动态信号进行实时检测，从而真正实现了反搏过程的实时控制。同时，由于采用动态规划的方法对各级加压时间进行了优化，从而进一步达到了反搏过程的最优化控制。根据本发明控制方法而设计的体外反搏控制装置，将普通运算放大器组成的放大电路改为由精密仪表放大器和可变增益运算放大器构成的两级可变增益放大电路，并将8位A/D转换器提高到12位，提高了信号精度。同时，在两级可变增益放大电路的后面设有一滤波电路，消除了50HZ的干扰信号，增加了系统抗干扰能力；将气囊控制电路原有的计算机监控、硬件定时控制方式改为计算机发指令给气囊控制电路、由计算机直接控制反搏过程的方式，各气囊充气时间及统一排气时间均由计算机控制，由控制模块对患者不同信号进行处理后确定，并可根据实际情况进行适当调整，从而从硬件上也满足了实时控制及优化调整的需求。另外，气囊控制电路中还设有光电耦合器，防止了电磁阀动作时对计算机系统的干扰。再则，本发明所述的计算机4中还配置了专用的控制软件，其界面友好、功能齐全，使用非常方便。下面对附图进行图面说明。图1现有体外反搏控制装置结构框图；图2本发明体外反搏控制装置中的心电信号放大电路原理图；图3本发明体外反搏控制装置中的气囊控制电路原理图；图4本发明实时体外反搏过程中的信号显示。其中，(a)为原始心电信号(b)为经小波变换处理后的心电信号(c)为反搏控制信号(d)为反搏后脉压信号。B、A分别为一组极大、极小值对，它们之间的零点t0即为R波位置。实施例图2为本发明所述的体外反搏控制装置心电信号放大电路原理图，其基本构成如前所述，由一增益可调的两级放大电路7和一巴特沃滋滤波器构成的滤波电路8组成。其中，两级放大电路7的前置级由带有可调电阻R2的MAX620型精密仪表放大器9及其输入电路构成，输入电路由两个分别由一电阻R1和两电容C1、C2组成的耦合电路构成，输入电路的两个输出端分别接精密仪表放大器9的同相输入端脚3、反相输入端脚2，其两个输入端分别与心电电极的两个输出端相连；10为OP27型可变增益运算放大器，它与输入电阻R3、接地电阻R4、可调反馈电阻R5共同组成一同相比例运算电路，构成两级放大电路的后级，具体电路连接及与前置级之间的连接关系为可变增益运算放大器10的反向输入端脚2通过接地电阻R4接地，反馈电阻R5跨接在可变增益运算放大器10的反相输入端脚2和信号输出端脚6之间；两级放大电路之间的连接关系为前置级仪表放大器9的输出端脚6经输入电阻R3后接后级可变增益运算放大器10的同相输入端脚3。通过调节电阻R1和R5的阻值可改变放大电路的增益，其增益范围为100～2000倍。滤波电路8为一MAX280型五阶开关电容滤波器11串联一个二阶有源低通滤波器组成的七阶巴特沃滋滤波器，二阶有源低通滤波器由电阻R和电容C组成的RC电路串联一OP27型可变增益运算放大器12而构成，具体电路连接为RC电路串联接入可变增益运算放大器12的同相输入端脚3，可变增益运算放大器12的反相端脚2通过电阻R7接地，输出端脚6接A/D转换器3的模拟信号输入端，其反相端脚2和输出端脚6之间还接有反馈电阻R8。滤波电路与放大电路的连接关系为可变增益运算放大器10的输出端脚6经一电阻R6、电容C3后接滤波电路的输入端。本实施例脉压信号放大电路的组成及连接关系与心电信号放大电路基本相同，区别仅在于由于脉压信号采样电路为单端输出，其仪表放大器的同相输入端通过前述输入电路与脉压信号采样电路的输出端相连，仪表放大器的反相输入端接地。图3为本实施例气囊控制电路原理图它由顺序连接的74LS273型D触发器13、74LS245型数据驱动器14及TL521型光电耦合器15构成，D触发器13的四个信号输入端(D端)分别与计算机4的数据总线D0～D3相连，其四个信号输出端(Q端)分别顺序经数据驱动器14的输入端脚、输出端脚，光电耦合器15的输入端脚、输出端脚后分别连接控制小腿、大腿、臀部气囊充气动作的电磁阀A、B、C及完成统一排气动作的电磁阀D。D触发器13的各时钟脉冲输入端(C端)并联后接入一个GAL20V8构成的译码器16，译码器16的另一端与计算机4的地址总线A0～A15和控制总线IOW相连。本实施例采用一AD674芯片和多路模拟开关组成的12位A/D转换器3，其输入端分别与心电、脉压信号放大电路的信号输出端相连，其输出端分别按常规方式接入计算机4，计算机4采用386以上工业控制计算机。本发明所述的计算机4中配置了专用的控制软件，它由支撑模块、控制模块、管理模块组成。支撑模块指支撑环境DOS3.3以上、UCDOS字库等。控制模块是指控制时间、显示、时钟中断、硬件驱动等，它不仅可以进行心电、脉压信号的同步显示及数据处理，控制反搏过程，还可以在反搏时同步显示反搏控制信号及反搏过程中各参数的变化，进行反搏效果评估，并可人机对话，根据临界点在屏幕上预估的标记，移动设置的前后键调整预估标记与心电信号的T波接近，使反搏效果逐渐达到最佳。管理模块包括菜单及数据库管理，可为病人建立病历并通过界面显示、记录反搏过程中的各种参数，将采集的心电、脉压信号快或慢放、浏览，并根据需要取舍后存入，然后对其进行存贮、分析、统计及打印，在病情分析、临床诊断上为医生提供帮助。采用上述装置并结合所述的控制方法，实时控制体外反搏的过程如下(1)反搏过程开始前，由控制模块通过采样电路、放大电路、A/D转换器将心电、脉压信号采集出来转换成数字信号并显示在计算机屏幕上；(2)实时检测QRS波的位置，其具体步骤如下①抽取心电数字信号，可选750个点，用Mallat算法对心电信号进行二进小波变换，得到小波输出序列，其计算过程如下xk(j)=&Sigma;h(n-2k)xn(j-1)]]>n＝1～750，j＝1～3，k＝1～750dk(j)=&Sigma;g(n-2k)xn(j-1)]]>n＝1～750，j＝1～3，k＝1～750其中，xk(j)为第j分辨率下的小波输出序列，xk(j-l)为变换尺度，dk(j)为高分辨率下的小波输出序列，h、g分别为低滤波器和高滤波器的系数。选三阶样条小波，相应的系数h和g的数值如下h1＝0.3750h2＝0.1250h3＝0.0g1＝0.5789g2＝0.0869g3＝0.0061且hk＝h1-kgk＝-g1-k当k＞3，hk＝gk＝0取3尺度上的高分辨率下的小波输出序列，即j＝3，计算dk(j)(k＝1～750)②求斜率阈值s和距离阈值d，具体为D＝|m-n|其中，S为斜率，D为正极大值与负极小值间的距离，m和n为极大值与极小值的位置。每个极大值—极小值对对应两个参量，即斜率S和正极大值与负极小值间的距离D。假设750个点有三个周期，先找到这三个周期的极大值—极小值对，取这三个正极大值—负极小值斜率平均值的一半作为斜率阈值s，三段距离平均值作为距离阈值d；③实时过程开始，采一点前取15点补足进行变换；④在3尺度上，对经小波变换后的16个点从最后一点开始依次判断是否为极大值或极小值；⑤找到极大值后，记其位置为m，其值为B；找到极小值后，记其位置为n，其值为A，若|m-n|＜d+s，计算其斜率SR=|B-Am-n|]]>其中，SR为斜率；⑥若SR＜s，则m与n之间的零值为QRS波的R波位置，记其位置为t1点，否则，取下一信号点，重复①、②、③、④、⑤过程；(3)反搏过程开始时，控制模块将T波预估在QRS波中R波位置后70ms时刻，并记录标记，屏幕上显示，可将预估标记与T波实际位置进行比较，通过人机对话中设置的“前”或“后”键不断调整预估位置使之与T波位置重合得到校正值，即舒张期与收缩期的临界点，以取得最佳反搏效果；(4)建立反搏功能评价指标J=&Integral;TstaP(t)dt+&Integral;taTP(t)dt]]>其中，J为心血管血流量，ta为加压起始时间，Ts为收缩压与舒张压的临界点，T为心动周期，P(t)为脉压值；(5)分别对小腿、大腿、臀部及其联合进行反搏测试，然后根据上述反搏功能评价指标，采用动态规划算法得到反搏时最佳的加压时间，具体计算过程下根据QRS波的R波后临界点校正值及50毫秒缓冲区的特征、安全性等考虑，设t0(1)、t0(2)、t0(3)为各级加压最小时间，它们之间距离可取50ms。设小腿、大腿、臀部的加压起始时间ta(1)、ta(2)、ta(3)分别为ta(1)＝t0+t0(1)+10，t0+t0(1)+20，t0+t0(1)+30，t0+t0(1)+40，t0+t0(1)+50(ms)ta(2)＝t0+t0(2)+10，t0+t0(2)+20，t0+t0(2)+30，t0+t0(2)+40，t0+t0(2)+50(ms)ta(3)＝t0+t0(3)+10，t0+t0(3)+20，t0+t0(3)+30，t0+t0(3)+40，t0+t0(3)+50(ms)现取t0(1)＝120，t0(2)＝170，t0(3)＝220其中，t0为QRS波位置，反搏信号发出时所对应的脉压信号点为Ts。作ta(1)、ta(2)、ta(3)及(ta(1)、ta(2))、(ta(2)、ta(3))、(ta(1)、ta(2)、ta(3))联合加压试验，并记录P(t)值。动态规划算法如下Ji(3)=&Integral;Tsta(1)P(t)dt+&Integral;ta(1)TP(t)dt]]>i＝1～5取J(3)=maxta(3)(J1(3),J2(3),J3(3),J4(3),J5(3))]]>Ji(2)=&Integral;Tsta(2)P(t)dt+&Integral;ta(2)ta(3)p(t)dt+J(3)]]>i＝1～5取J(2)=maxta(2),ta(3)(J1(2),J2(2),J3(2),J4(2),J5(2))]]>Ji(1)=&Integral;Tsta(1)P(t)dt+&Integral;ta(1)ta(2)P(t)dt+J(2)+j(3)]]>i＝1～5取J(1)=maxta(1),ta(2),ta(3)(J1(1),J2(1),J3(1),J4(1),J5(1))]]>t＝(ta(1)、ta(2)、ta(3)为对应的最优加压时间。(6)实时反搏过程，由气囊控制电路发出充排气指令，驱动电磁阀动作，在计算机程序的控制下顺序进行小腿、大腿、臀部三级加压，充气结束后，按程序调定时间发出排气指令，进行统一排气。当周期信号出现异常时(如检测不到周期时)，自动暂停反搏，直到正常后继续进行反搏过程。反搏结束后，重新启动小波变换程序求下一个QRS波，记其位置为t2，若每5毫秒采一点，则|t1-t2|×0.005为心动周期T，并在屏幕上实时显示。(7)反搏过程中，由控制模块支撑，可同时将反搏控制信号、由周期倒数计算得心率值、脉博反流压与舒张压的比值、反流压与叩击波比值、反搏前后脉压所围面积比等同步显示在计算机屏幕上，存贮在硬盘上并打印。反搏后可将采集的数据浏览，根据需要取舍并存入管理模块。通过对某健康人的临床实验，我们采集到了与动态规划算法二级加压相对应的25组数据和一级加压的5组数据，每组数据对应不同时间组合方案的反搏时在各时间点的脉压积分值。表1是二级加压时的实验数据；表2是一级加压时的心血管血流量。表1表2</tables>从表1、表2可以看出，当只对臀部加压，加压起始时间ta(2)＝280时，面积达到最大；而当对大腿和臀部都加压时，在ta(2)＝280时，相应的ta(1)＝230时，面积达到最大，也就是说，当大腿和臀部的加压起始时间分别为230和280时，心血管血流量达到最大，反搏效果达到最好。权利要求1.一种体外反搏的控制方法，其特征在于它是一种在小波变换方法实时检测心电信号QRS波的基础上，采用动态规划算法确定反搏时最优加压时间的控制方法，它包含以下步骤[1]实时检测QRS波的位置，其具体步骤如下①抽取心电数字信号，每5毫秒采一点，可选出750个点，用Mallat算法对该信号进行小波变换，得到小波输出序列，取3尺度上高分辨率下的小波输出序列；②求斜率阈值s和距离阈值d，具体为假设750个点有三个周期，先找到这三个周期的极大值—极小值对，取这三个正极大值—负极小值斜率平均值的一半作为斜率阈值s，三段距离平均值作为距离阈值d；③实时过程开始，采一点前取15点补足进行变换；④在3尺度上，对经小波变换后的16个点从最后一点开始依次判断是否为极大值或极小值；⑤找到极大值后，记其位置为m，其值为B；找到极小值后，记其位置为n，其值为A，若|m-n|＜d+s，计算其斜率SR=|B-Am-n|]]>其中，SR为斜率；⑥若SR＜s，则m与n之间的零值为QRS波的R波位置，否则，取下一信号点，重复①、②、③、④、⑤过程；[2]在实时检测R波位置的基础上，确定临界点；[3]建立反搏功能评价指标J=&Integral;TstaP(t)dt+&Integral;taTP(t)dt]]>其中，J为心血管血流量，ta为加压起始时间，Ts为收缩压与舒张压的临界点，T为心动周期，P(t)为脉压值；[4]分别对小腿、大腿、臀部及其联合进行反搏测试，根据设置的小腿、大腿及臀部各自不同的加压起始时间ta(1)、ta(2)、ta(3)，记录它们反搏后的脉压值，然后根据上述反搏功能评价指标，采用动态规划算法，得到反搏时最优加压时间ta(1)、ta(2)、ta(3)；[5]根据QRS波的R波位置及最优加压时间，实施实时反搏过程。2.根据权利要求1所述的体外反搏控制方法而设计的体外反搏控制装置，包括心电(脉压)信号采样电路(1)、心电(脉压)信号放大电路(2)、A/D转换器(3)、计算机(4)、及一端与计算机(4)相连、另一端通过电磁阀(6)与气泵和四肢、臀部气囊相连的气囊控制电路(5)，其特征在于心电(脉压)信号放大电路(2)由一增益可调的两级放大电路(7)及一滤波电路(8)组成，两级放大电路(7)的前置级为一主要由一精密仪表放大器(9)组成的差动放大电路，其信号输入端与心电(脉压)信号采样电路(1)的输出端相连，后级为一主要由一可变增益运算放大器(10)组成的比例放大电路，其输出端接滤波电路(8)的信号输入端，滤波电路(8)由一巴特沃滋滤波器构成。滤波电路(8)的信号输出端接A/D转换器(3)的模拟信号输入端，A/D转换器(3)通过其上的数据线、控制线及信号输出端按常规方式与计算机(4)相连，计算机(4)同时还通过其上的数据总线、地址总线及控制总线与气囊控制电路(5)相连，气囊控制电路(5)主要由通过各自的输入、输出口顺序连接的触发器(13)、数据驱动器(14)及光电耦合器(15)构成。3.根据权利要求2所述的体外反搏控制装置，其特征在于所述的心电(脉压)信号放大电路(2)由一两级放大电路(7)及一滤波电路(8)构成，两级放大电路(7)的前置级由一带有可调电阻R1的精密仪表放大器(9)及其输入电路组成的差动放大电路构成，输入电路的一端与仪表放大器(9)的信号输入端相连，另一端与心电(脉压)信号采样电路(1)的输出端相连；两级放大电路的后级由一可变增益运算放大器(10)及与之相连的输入电阻R3、接地电阻R4、可调反馈电阻R5组成的同相比例运算电路构成；两级放大电路之间的连接关系为前置级仪表放大器(9)的输出端经输入电阻R3后接后级可变增益放大运放(10)的同相输入端；滤波电路(8)由一巴特沃滋滤波器构成，它由顺序连接的开关电容滤波器(11)及由RC电路串联一可变增益运放(12)构成的有源低通滤波器组成，滤波电路(8)的输入端经过一串联电阻R6、电容C3后与两级放大电路(7)后级可变增益运算放大器(10)的信号输出端相连，其输出端与A/D转换器(3)的模拟信号输入端相连。4.根据权利要求2所述的体外反搏控制装置，其特征在于所述的A/D转换器(3)采用12位A/D转换器，其模拟信号输入端分别与心电(脉压)信号放大电路(2)的信号输出端相连，其数据线、控制线分别按常规方式接入计算机(4)。5.根据权利要求2所述的体外反搏控制装置，其特征在于所述的气囊控制电路(5)由顺序连接的74LS273型D触发器(13)、74LS245型数据驱动器(14)及TL521型光电耦合器(15)构成，D触发器(13)的时钟脉冲输入端通过一译码器(16)与计算机(4)的地址总线、控制总线相连，D触发器(13)的信号输入端与计算机(4)的数据总线相连，其信号输出端顺序经数据驱动器(14)、光电耦合器(15)的输入、输出后接分别控制四肢、臀部气囊的充、排气动作的四个电磁阀。全文摘要一种体外反搏的控制方法及其装置属于体外反搏控制
技术领域：
,它是在小波变换方法实时检测心电信号QRS波的基础上,采用动态规划算法确定反搏时最优加压时间的控制方法,它由实时检测QRS波、确定临界点、建立评价指标、动态规划求最优加压时间、实施反搏过程五个步骤组成。所采用的装置由采样电路采集心电(脉压)信号,经放大电路、A/D转换器后传给计算机,计算机发指令给气囊控制电路,驱动与气泵和气囊相连的电磁阀,直接控制反搏过程,其反搏疗效好,稳定性高。文档编号A61H9/00GK1195510SQ9711259公开日1998年10月14日申请日期1997年6月28日优先权日1997年6月28日发明者黄振侃,蒋大林申请人:北京工业大学