基于胸部電阻抗法的無(wú)拘束心排血量檢測(cè)系統(tǒng)

徐關(guān)祥，宋義林

黑龍江大學(xué)機(jī)電工程學(xué)院，哈爾濱市，150080

0 引言

心排血量（Cardiac Output, CO）是評(píng)價(jià)心血管功能的重要指標(biāo)，其與心血管病的嚴(yán)重程度密切相關(guān)，及時(shí)準(zhǔn)確地測(cè)定心排血量等血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)，無(wú)論是對(duì)患者的有效治療，還是對(duì)患者尚未表現(xiàn)出臨床癥狀的疾病的前瞻性預(yù)報(bào)都有著十分重要的意義。心排血量檢測(cè)方法有有創(chuàng)、微創(chuàng)和無(wú)創(chuàng)之分[1]。目前，熱稀釋法作為有創(chuàng)性心排血量檢測(cè)方法的一種，依然是臨床上心排血量檢測(cè)的“金標(biāo)準(zhǔn)”。但是，該法與Fick法一樣檢測(cè)時(shí)易引起其他并發(fā)癥，因而在臨床及日常監(jiān)測(cè)上難以得到廣泛應(yīng)用。除了利用有創(chuàng)法進(jìn)行心排血量檢測(cè)外，還有微創(chuàng)及無(wú)創(chuàng)性方法包括超聲多普勒法、部分CO2重呼吸法、染料指示劑稀釋法、脈搏波描記法以及胸部電阻抗法等。微創(chuàng)以及無(wú)創(chuàng)性檢測(cè)方法雖然就準(zhǔn)確性而言還難以達(dá)到有創(chuàng)檢測(cè)方法的水平，但是由于它們微創(chuàng)或無(wú)創(chuàng)的優(yōu)點(diǎn)，有些方法已在臨床上得到了應(yīng)用。

在心排血量的無(wú)創(chuàng)性檢測(cè)方法中，胸部電阻抗法由于其有較好的穩(wěn)定性，而且容易實(shí)現(xiàn)無(wú)拘束、無(wú)創(chuàng)性、無(wú)意識(shí)測(cè)量，得到了越來(lái)越多的認(rèn)可，相關(guān)檢測(cè)設(shè)備在臨床上也得到了一定應(yīng)用。但是，胸部電阻抗法在實(shí)際應(yīng)用中仍存在一些需要解決的問(wèn)題。本研究以胸部電阻抗法為理論基礎(chǔ)，基于嵌入式技術(shù)，探索了通過(guò)心阻抗圖（Impedance Cardiography，ICG）實(shí)現(xiàn)心排血量檢測(cè)的方法及其系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)。

1 檢測(cè)原理

胸部電阻抗法以Nyboer的胸部圓柱模型和Kubicek的每搏輸出量（Stroke Volume, SV）的估算式為基礎(chǔ)[2]。其原理是利用每個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)胸腔的阻抗變化來(lái)檢測(cè)心排血量。一般采用伏安法測(cè)量胸腔阻抗，即通過(guò)一對(duì)激勵(lì)電極對(duì)胸腔注入恒定的正弦電流（一般為50～100 kHz，2～4 mArms），然后測(cè)量檢測(cè)電極間輸出電壓的變化，得出胸腔阻抗變化。再利用式(1)計(jì)算每搏輸出量，最后心率與每搏輸出量的乘積即為心排血量，見(jiàn)式(2)。

式中：ρb是血液電阻率，與血球壓積有關(guān)，一般取常值150 Ω·cm；L為檢測(cè)電極間間距；Z0為人體基礎(chǔ)阻抗，存在明顯的個(gè)體差異性；dZ/dt為阻抗一階導(dǎo)數(shù)；Ts是心室射血時(shí)間；HR是心率。

在實(shí)際檢測(cè)時(shí)，多采用式(3)進(jìn)行計(jì)算，即將電阻抗轉(zhuǎn)換為電導(dǎo)納進(jìn)行CO的計(jì)算。電導(dǎo)納法計(jì)算公式中不包含血液流入胸腔前胸部總的電導(dǎo)納值Y0，使得計(jì)算處理變得較為容易，也提高了計(jì)算結(jié)果的準(zhǔn)確性。

研究發(fā)現(xiàn)，這種方法獲取的心排血量隨著測(cè)試者年齡和體重的變化而變化，且測(cè)量值大多數(shù)情況下都稍低于正常范圍[3]。該方法的穩(wěn)定性較好，在站立、仰臥等不同姿勢(shì)下的檢測(cè)結(jié)果基本一致，并且在輕到中度的有氧運(yùn)動(dòng)下，也具有可接受的重復(fù)性[4]。目前，胸部電阻抗法多采用點(diǎn)電極。點(diǎn)電極可顯著提高檢測(cè)的穩(wěn)定性和舒適性，但對(duì)電極的黏貼位置要求高，只有當(dāng)滿足了特定條件，檢測(cè)到的電流分布才呈均勻分布。本研究中開(kāi)發(fā)的心排血量檢測(cè)系統(tǒng)采用了點(diǎn)電極，并應(yīng)用了本研究組前期的研究結(jié)果[5]。

2 系統(tǒng)設(shè)計(jì)

2.1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)

依據(jù)胸部電阻抗法檢測(cè)原理，設(shè)計(jì)的心排血量檢測(cè)系統(tǒng)的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖1所示。它包含電極片、正弦波生成電路、胸阻抗檢測(cè)電路、心電圖（Electrocardiogram，ECG）檢測(cè)電路、單片機(jī)控制、顯示共6部分。其中，電極片由激勵(lì)電極和檢測(cè)電極兩部分組成；正弦波生成電路將單片機(jī)控制輸出的50 kHz方波信號(hào)轉(zhuǎn)化為同頻率的正弦波恒流信號(hào)，并將電流的有效值調(diào)整為2 mArms，作為激勵(lì)信號(hào)加在激勵(lì)電極上；再利用胸阻抗檢測(cè)電路和ECG檢測(cè)電路對(duì)檢測(cè)電極的信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)；最后將獲得檢測(cè)信號(hào)進(jìn)行顯示。

圖1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖Fig.1 System structure diagram

2.2 系統(tǒng)設(shè)計(jì)

根據(jù)圖1所示的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖，該設(shè)計(jì)主要分為兩個(gè)部分：電路設(shè)計(jì)和系統(tǒng)控制、顯示。其中，電路設(shè)計(jì)包括正弦波生成電路設(shè)計(jì)、胸阻抗檢測(cè)電路設(shè)計(jì)及ECG檢測(cè)電路設(shè)計(jì)三部分。

2.2.1 正弦波生成電路

正弦波生成電路的電路原理如圖2所示。本系統(tǒng)采用的輸入信號(hào)是50 kHz、2 mArms的正弦恒流信號(hào)。產(chǎn)生高頻正弦恒流激勵(lì)信號(hào)的方法有多種，本設(shè)計(jì)是利用單片機(jī)生成的方波轉(zhuǎn)變?yōu)檎也?，再通過(guò)調(diào)整電路參數(shù)，獲得特定的恒流交變信號(hào)的方法。

圖2 正弦波生成電路Fig.2 Sine wave generating circuit

2.2.2 胸阻抗檢測(cè)電路

胸阻抗檢測(cè)電路主要檢測(cè)電極與基準(zhǔn)電極之間電壓差的直流成分（換算成電阻抗：Z0）和交流成分（換算成電阻抗：ΔZ）。因此，在胸阻抗檢測(cè)電路中，依次設(shè)計(jì)了前置放大器，對(duì)初始信號(hào)進(jìn)行放大；設(shè)計(jì)了半波整流電路，對(duì)檢測(cè)電極采集到的調(diào)幅波進(jìn)行整流，保留時(shí)間軸上半部分的調(diào)制信號(hào)，再利用濾波電路將高頻信號(hào)濾掉，得到調(diào)幅波的包絡(luò)線成分；設(shè)計(jì)了信號(hào)分離電路，將包絡(luò)線成分通過(guò)截止頻率為1.59 Hz的一階無(wú)源低通濾波器濾波，獲得胸腔的基礎(chǔ)阻抗信號(hào)Z0；再通過(guò)截止頻率為0.16 Hz的高通濾波器濾波，獲得胸阻抗變化信號(hào)的交流成分ΔZ。此時(shí)，ΔZ信號(hào)的幅值較小，在電路中還需對(duì)其進(jìn)行放大處理，并通過(guò)截止頻率為5 Hz的低通濾波器做進(jìn)一步的平滑處理。胸阻抗檢測(cè)電路中的信號(hào)處理過(guò)程如圖3所示。

圖3 信號(hào)處理流程圖Fig.3 The flow chart of signal processing

2.2.3 ECG檢測(cè)電路

本系統(tǒng)的心率是通過(guò)ECG 來(lái)檢測(cè)的。同時(shí)，結(jié)合ECG也可以分析胸阻抗的周期性變化。本系統(tǒng)設(shè)計(jì)的ECG檢測(cè)電路主要由前置放大電路、濾波電路、陷波電路及后置放大電路4部分組成。其中濾波電路及陷波電路原理圖分別如圖4和圖5所示。人體心電信號(hào)的幅值一般約為20 μV～5 mV，頻帶寬度為0.05～100 Hz。由于心電信號(hào)為在體檢測(cè)，所以信號(hào)源內(nèi)阻較高，且存在著較強(qiáng)的背景噪聲和干擾[6]。因此，需對(duì)心電信號(hào)進(jìn)行適當(dāng)放大。但前置放大電路的放大倍數(shù)又不易太大，故還需后置放大電路對(duì)電壓做進(jìn)一步放大。本設(shè)計(jì)中前、后置放大電路的放大倍數(shù)分別為20倍和50倍。再根據(jù)心電信號(hào)的頻帶寬度，采用如圖4所示的由二階低通濾波器和二階高通濾波器構(gòu)成的帶通濾波器，對(duì)信號(hào)進(jìn)行濾波處理。另外，為了去掉工頻干擾對(duì)信號(hào)的影響，加入了如圖5所示的中心頻率為50 Hz的陷波電路。

圖4 帶通濾波電路Fig. 4 Band pass filter circuit

圖5 陷波電路Fig.5 Trap circuit

2.3 系統(tǒng)其他部分

電極是電阻抗檢測(cè)中的關(guān)鍵部件，其本身性能對(duì)電阻抗檢測(cè)影響較大。為了提高檢測(cè)精度，本系統(tǒng)采用了醫(yī)用一次性ECG點(diǎn)電極。對(duì)于點(diǎn)電極的黏貼位置，根據(jù)本項(xiàng)目組的前期研究，當(dāng)激勵(lì)點(diǎn)電極黏附在兩耳朵的后邊和下腹部（腰骨附近），檢測(cè)點(diǎn)電極黏附在鎖骨中央—?jiǎng)ν顾?，且位于胸廓前部的正中線附近時(shí)，胸阻抗呈近似等梯度變化[7]。此外，本系統(tǒng)的控制部分采用PIC系列單片機(jī)18F4520，提高了系統(tǒng)的性能。

3 檢測(cè)實(shí)驗(yàn)及數(shù)據(jù)分析

3.1 實(shí)驗(yàn)方法

12名身體正常、年齡為22～45歲的大學(xué)師生作為實(shí)驗(yàn)者參與了檢測(cè)實(shí)驗(yàn)。實(shí)驗(yàn)者采用仰臥姿勢(shì)平躺于檢測(cè)床上，并保持身心放松。實(shí)驗(yàn)者的兩耳后部和右下腹部分別黏貼激勵(lì)電極，在胸部正中線的鎖骨水平至劍凸水平依次等距離黏貼6個(gè)檢測(cè)電極，測(cè)量胸部的電阻抗變化。同時(shí)，采用染料稀釋法作為心排血量的對(duì)比檢測(cè)方法，將染料指示劑注射液注射到右肘部?jī)?nèi)側(cè)部位的靜脈血管中，并通過(guò)鼻翼部位的光譜檢測(cè)器得到實(shí)測(cè)的心排血量。為了考察心排血量的變動(dòng)及其誤差情況，實(shí)驗(yàn)時(shí)實(shí)驗(yàn)者兩腿交替蹬踏腳踏式發(fā)電機(jī)施加生理負(fù)荷。

3.2 胸部電阻抗Z0及ΔZ

為了全面掌握胸部電阻抗的分布與變化情況，對(duì)6個(gè)檢測(cè)電極位置的基礎(chǔ)阻抗Z0和阻抗變化ΔZ進(jìn)行了詳細(xì)檢測(cè)，確認(rèn)檢測(cè)電極基本符合梯度變化后，利用鎖骨水平和劍凸水平黏貼的2個(gè)電極的檢測(cè)結(jié)果，帶入公式計(jì)算每博輸出量SV，求出心排血量CO。圖6和圖7分別表示了6個(gè)檢測(cè)電極點(diǎn)的ΔZ波形和電阻抗Z0的變化趨勢(shì)。

圖6 六個(gè)檢測(cè)電極在同一坐標(biāo)下的ΔZ波形圖Fig.6 ΔZ waveforms of the 6 detection electrodes in the same coordinate

圖7 六個(gè)檢測(cè)電極的電阻抗Z0的變化趨勢(shì)Fig.7 Change trend of the electrode impedance Z0 of 6 detection electrodes

從圖6可以看出，隨著點(diǎn)電極的位置越來(lái)越靠近劍凸，電阻抗波動(dòng)部分△Z的幅值越來(lái)越小。并且，參考ECG信號(hào)發(fā)現(xiàn)，△Z隨心臟脈動(dòng)一起呈周期性變化。圖7為各檢測(cè)點(diǎn)多次測(cè)量后的電阻抗平均值。從圖7中可以看出，從鎖骨水平至劍凸水平依次6個(gè)檢測(cè)電極的電阻抗Z0逐漸減小，且基本呈線性變化。這也與前期的研究和實(shí)驗(yàn)結(jié)果相一致。

3.3 心排血量CO的實(shí)驗(yàn)結(jié)果

利用本研究開(kāi)發(fā)的基于胸部電阻抗法的無(wú)拘束心排血量檢測(cè)系統(tǒng)和基于染料指示劑稀釋法的檢測(cè)裝置進(jìn)行了心排血量檢測(cè)實(shí)驗(yàn)，12名實(shí)驗(yàn)者每人檢測(cè)兩次，共取得了24組實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)。每一組數(shù)據(jù)包含兩個(gè)結(jié)果，分別對(duì)應(yīng)于胸部電阻抗法（COz）和染料指示劑稀釋法（COd）得到的結(jié)果。在24組實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)中，兩個(gè)結(jié)果相對(duì)誤差在15%～30%的有3組，相對(duì)誤差在5%～15%的有2組，其它結(jié)果的相對(duì)誤差均在5%以下，檢測(cè)結(jié)果的均方差為1.04 L/min。檢測(cè)結(jié)果說(shuō)明兩種方法的誤差較小，一致性良好。圖8的柱狀圖表示的是兩種方法檢測(cè)得到的心排血量結(jié)果。

圖8 心排血量檢測(cè)結(jié)果比較Fig.8 Comparison of the cardiac output detected by the two methods

4 結(jié)論

本研究開(kāi)發(fā)了基于胸部電阻抗法和嵌入式技術(shù)的無(wú)拘束心排血量檢測(cè)系統(tǒng)。應(yīng)用單片機(jī)PIC18F4520的PWM功能輸出方波信號(hào)，再經(jīng)過(guò)電路處理后得到胸部電阻抗檢測(cè)所需的恒流正弦波信號(hào)。在實(shí)驗(yàn)者的兩耳后部和右下腹部分別黏貼激勵(lì)電極，在胸部正中線的鎖骨水平至劍凸水平依次等距離黏貼6個(gè)檢測(cè)電極，驗(yàn)證了胸腔正中線上電阻抗的近似等梯度變化，并通過(guò)鎖骨水平和劍凸水平的2個(gè)電極計(jì)算了心排血量。

采用本研究開(kāi)發(fā)的基于胸部電阻抗法的無(wú)拘束心排血量檢測(cè)系統(tǒng)和基于染料指示劑稀釋法的檢測(cè)裝置所做的在體心排血量檢測(cè)結(jié)果表明，兩種方法具有較好的一致性。