基于胸部电阻抗法的无拘束心排血量检测系统

徐关祥，宋义林

黑龙江大学机电工程学院，哈尔滨市，150080

0 引言

心排血量（Cardiac Output, CO）是评价心血管功能的重要指标，其与心血管病的严重程度密切相关，及时准确地测定心排血量等血流动力学参数，无论是对患者的有效治疗，还是对患者尚未表现出临床症状的疾病的前瞻性预报都有着十分重要的意义。心排血量检测方法有有创、微创和无创之分[1]。目前，热稀释法作为有创性心排血量检测方法的一种，依然是临床上心排血量检测的“金标准”。但是，该法与Fick法一样检测时易引起其他并发症，因而在临床及日常监测上难以得到广泛应用。除了利用有创法进行心排血量检测外，还有微创及无创性方法包括超声多普勒法、部分CO2重呼吸法、染料指示剂稀释法、脉搏波描记法以及胸部电阻抗法等。微创以及无创性检测方法虽然就准确性而言还难以达到有创检测方法的水平，但是由于它们微创或无创的优点，有些方法已在临床上得到了应用。

在心排血量的无创性检测方法中，胸部电阻抗法由于其有较好的稳定性，而且容易实现无拘束、无创性、无意识测量，得到了越来越多的认可，相关检测设备在临床上也得到了一定应用。但是，胸部电阻抗法在实际应用中仍存在一些需要解决的问题。本研究以胸部电阻抗法为理论基础，基于嵌入式技术，探索了通过心阻抗图（Impedance Cardiography，ICG）实现心排血量检测的方法及其系统实现。

1 检测原理

胸部电阻抗法以Nyboer的胸部圆柱模型和Kubicek的每搏输出量（Stroke Volume, SV）的估算式为基础[2]。其原理是利用每个心动周期内胸腔的阻抗变化来检测心排血量。一般采用伏安法测量胸腔阻抗，即通过一对激励电极对胸腔注入恒定的正弦电流（一般为50～100 kHz，2～4 mArms），然后测量检测电极间输出电压的变化，得出胸腔阻抗变化。再利用式(1)计算每搏输出量，最后心率与每搏输出量的乘积即为心排血量，见式(2)。

式中：ρb是血液电阻率，与血球压积有关，一般取常值150 Ω·cm；L为检测电极间间距；Z0为人体基础阻抗，存在明显的个体差异性；dZ/dt为阻抗一阶导数；Ts是心室射血时间；HR是心率。

在实际检测时，多采用式(3)进行计算，即将电阻抗转换为电导纳进行CO的计算。电导纳法计算公式中不包含血液流入胸腔前胸部总的电导纳值Y0，使得计算处理变得较为容易，也提高了计算结果的准确性。

研究发现，这种方法获取的心排血量随着测试者年龄和体重的变化而变化，且测量值大多数情况下都稍低于正常范围[3]。该方法的稳定性较好，在站立、仰卧等不同姿势下的检测结果基本一致，并且在轻到中度的有氧运动下，也具有可接受的重复性[4]。目前，胸部电阻抗法多采用点电极。点电极可显著提高检测的稳定性和舒适性，但对电极的黏贴位置要求高，只有当满足了特定条件，检测到的电流分布才呈均匀分布。本研究中开发的心排血量检测系统采用了点电极，并应用了本研究组前期的研究结果[5]。

2 系统设计

2.1 系统结构

依据胸部电阻抗法检测原理，设计的心排血量检测系统的系统结构如图1所示。它包含电极片、正弦波生成电路、胸阻抗检测电路、心电图（Electrocardiogram，ECG）检测电路、单片机控制、显示共6部分。其中，电极片由激励电极和检测电极两部分组成；正弦波生成电路将单片机控制输出的50 kHz方波信号转化为同频率的正弦波恒流信号，并将电流的有效值调整为2 mArms，作为激励信号加在激励电极上；再利用胸阻抗检测电路和ECG检测电路对检测电极的信号进行检测；最后将获得检测信号进行显示。

图1 系统结构框图Fig.1 System structure diagram

2.2 系统设计

根据图1所示的系统结构框图，该设计主要分为两个部分：电路设计和系统控制、显示。其中，电路设计包括正弦波生成电路设计、胸阻抗检测电路设计及ECG检测电路设计三部分。

2.2.1 正弦波生成电路

正弦波生成电路的电路原理如图2所示。本系统采用的输入信号是50 kHz、2 mArms的正弦恒流信号。产生高频正弦恒流激励信号的方法有多种，本设计是利用单片机生成的方波转变为正弦波，再通过调整电路参数，获得特定的恒流交变信号的方法。

图2 正弦波生成电路Fig.2 Sine wave generating circuit

2.2.2 胸阻抗检测电路

胸阻抗检测电路主要检测电极与基准电极之间电压差的直流成分（换算成电阻抗：Z0）和交流成分（换算成电阻抗：ΔZ）。因此，在胸阻抗检测电路中，依次设计了前置放大器，对初始信号进行放大；设计了半波整流电路，对检测电极采集到的调幅波进行整流，保留时间轴上半部分的调制信号，再利用滤波电路将高频信号滤掉，得到调幅波的包络线成分；设计了信号分离电路，将包络线成分通过截止频率为1.59 Hz的一阶无源低通滤波器滤波，获得胸腔的基础阻抗信号Z0；再通过截止频率为0.16 Hz的高通滤波器滤波，获得胸阻抗变化信号的交流成分ΔZ。此时，ΔZ信号的幅值较小，在电路中还需对其进行放大处理，并通过截止频率为5 Hz的低通滤波器做进一步的平滑处理。胸阻抗检测电路中的信号处理过程如图3所示。

图3 信号处理流程图Fig.3 The flow chart of signal processing

2.2.3 ECG检测电路

本系统的心率是通过ECG 来检测的。同时，结合ECG也可以分析胸阻抗的周期性变化。本系统设计的ECG检测电路主要由前置放大电路、滤波电路、陷波电路及后置放大电路4部分组成。其中滤波电路及陷波电路原理图分别如图4和图5所示。人体心电信号的幅值一般约为20 μV～5 mV，频带宽度为0.05～100 Hz。由于心电信号为在体检测，所以信号源内阻较高，且存在着较强的背景噪声和干扰[6]。因此，需对心电信号进行适当放大。但前置放大电路的放大倍数又不易太大，故还需后置放大电路对电压做进一步放大。本设计中前、后置放大电路的放大倍数分别为20倍和50倍。再根据心电信号的频带宽度，采用如图4所示的由二阶低通滤波器和二阶高通滤波器构成的带通滤波器，对信号进行滤波处理。另外，为了去掉工频干扰对信号的影响，加入了如图5所示的中心频率为50 Hz的陷波电路。

图4 带通滤波电路Fig. 4 Band pass filter circuit

图5 陷波电路Fig.5 Trap circuit

2.3 系统其他部分

电极是电阻抗检测中的关键部件，其本身性能对电阻抗检测影响较大。为了提高检测精度，本系统采用了医用一次性ECG点电极。对于点电极的黏贴位置，根据本项目组的前期研究，当激励点电极黏附在两耳朵的后边和下腹部（腰骨附近），检测点电极黏附在锁骨中央—剑凸水平，且位于胸廓前部的正中线附近时，胸阻抗呈近似等梯度变化[7]。此外，本系统的控制部分采用PIC系列单片机18F4520，提高了系统的性能。

3 检测实验及数据分析

3.1 实验方法

12名身体正常、年龄为22～45岁的大学师生作为实验者参与了检测实验。实验者采用仰卧姿势平躺于检测床上，并保持身心放松。实验者的两耳后部和右下腹部分别黏贴激励电极，在胸部正中线的锁骨水平至剑凸水平依次等距离黏贴6个检测电极，测量胸部的电阻抗变化。同时，采用染料稀释法作为心排血量的对比检测方法，将染料指示剂注射液注射到右肘部内侧部位的静脉血管中，并通过鼻翼部位的光谱检测器得到实测的心排血量。为了考察心排血量的变动及其误差情况，实验时实验者两腿交替蹬踏脚踏式发电机施加生理负荷。

3.2 胸部电阻抗Z0及ΔZ

为了全面掌握胸部电阻抗的分布与变化情况，对6个检测电极位置的基础阻抗Z0和阻抗变化ΔZ进行了详细检测，确认检测电极基本符合梯度变化后，利用锁骨水平和剑凸水平黏贴的2个电极的检测结果，带入公式计算每博输出量SV，求出心排血量CO。图6和图7分别表示了6个检测电极点的ΔZ波形和电阻抗Z0的变化趋势。

图6 六个检测电极在同一坐标下的ΔZ波形图Fig.6 ΔZ waveforms of the 6 detection electrodes in the same coordinate

图7 六个检测电极的电阻抗Z0的变化趋势Fig.7 Change trend of the electrode impedance Z0 of 6 detection electrodes

从图6可以看出，随着点电极的位置越来越靠近剑凸，电阻抗波动部分△Z的幅值越来越小。并且，参考ECG信号发现，△Z随心脏脉动一起呈周期性变化。图7为各检测点多次测量后的电阻抗平均值。从图7中可以看出，从锁骨水平至剑凸水平依次6个检测电极的电阻抗Z0逐渐减小，且基本呈线性变化。这也与前期的研究和实验结果相一致。

3.3 心排血量CO的实验结果

利用本研究开发的基于胸部电阻抗法的无拘束心排血量检测系统和基于染料指示剂稀释法的检测装置进行了心排血量检测实验，12名实验者每人检测两次，共取得了24组实验数据。每一组数据包含两个结果，分别对应于胸部电阻抗法（COz）和染料指示剂稀释法（COd）得到的结果。在24组实验数据中，两个结果相对误差在15%～30%的有3组，相对误差在5%～15%的有2组，其它结果的相对误差均在5%以下，检测结果的均方差为1.04 L/min。检测结果说明两种方法的误差较小，一致性良好。图8的柱状图表示的是两种方法检测得到的心排血量结果。

图8 心排血量检测结果比较Fig.8 Comparison of the cardiac output detected by the two methods

4 结论

本研究开发了基于胸部电阻抗法和嵌入式技术的无拘束心排血量检测系统。应用单片机PIC18F4520的PWM功能输出方波信号，再经过电路处理后得到胸部电阻抗检测所需的恒流正弦波信号。在实验者的两耳后部和右下腹部分别黏贴激励电极，在胸部正中线的锁骨水平至剑凸水平依次等距离黏贴6个检测电极，验证了胸腔正中线上电阻抗的近似等梯度变化，并通过锁骨水平和剑凸水平的2个电极计算了心排血量。

采用本研究开发的基于胸部电阻抗法的无拘束心排血量检测系统和基于染料指示剂稀释法的检测装置所做的在体心排血量检测结果表明，两种方法具有较好的一致性。