基于胸阻抗法的心排量檢測系統(tǒng)研制

李晨洋，葉繼倫，張旭，孫陽，劉杰

1.深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)部生物醫(yī)學(xué)工程系，廣東深圳518060；2.廣東省生物醫(yī)學(xué)信號檢測與超聲成像重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，廣東深圳518060；3.深圳市生物醫(yī)學(xué)工程重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，廣東深圳518060

前言

近幾年公布的國民健康統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)顯示，我國因心血管疾病死亡人數(shù)占疾病死亡總?cè)藬?shù)的百分之四十以上，是死亡率最高的疾?。?］。心排量是衡量人體心臟射血機(jī)能強(qiáng)弱的重要參考標(biāo)準(zhǔn)，而相關(guān)血液動力學(xué)參數(shù)也是臨床診斷心血管疾病的必要指標(biāo)，醫(yī)生依據(jù)相關(guān)參數(shù)可以對患者的心功能狀況進(jìn)行全面的評價(jià)，以便于后期的臨床用藥，治療效果評估準(zhǔn)確度的提高［2］。目前在臨床中，心排量的監(jiān)測有微創(chuàng)監(jiān)測、有創(chuàng)監(jiān)測、無創(chuàng)監(jiān)測3種監(jiān)測方法，常用的監(jiān)測技術(shù)有熱稀釋法、脈搏指示劑法［3］、經(jīng)胸連續(xù)多普勒法［4］、二氧化碳重吸入法［5］等。而胸阻抗法檢測心排量技術(shù)由于其安全無創(chuàng)、操作簡單、成本低廉，近些年受到國內(nèi)外醫(yī)療行業(yè)及醫(yī)院醫(yī)生的廣泛關(guān)注。但目前國內(nèi)心排量市場被國外產(chǎn)品長期壟斷，如：美國Cardio Dynamics公司的BioZ.ComTM血流動力學(xué)系統(tǒng)、美國Cheetah公司的NICOM以及德國OSYPKA公司的ICONTM，而國內(nèi)擁有自主研發(fā)產(chǎn)品的公司數(shù)量稀少。因此，本研究主要是基于胸阻抗法對檢測心排量及相關(guān)血液動力學(xué)參數(shù)的設(shè)備進(jìn)行開發(fā)研制，這對于國內(nèi)心排量檢測技術(shù)的發(fā)展及打破國外心排量產(chǎn)品壟斷的現(xiàn)狀具有積極的推動意義。

1 測量原理概述

1.1 人體組織細(xì)胞的電學(xué)特性

在人體的組織細(xì)胞中，可以把細(xì)胞外液與細(xì)胞內(nèi)液視為電學(xué)特性中的電阻，細(xì)胞膜視為電容，人體組織可以模型化為圖1所示的Cole模型。其中電容Cm表示細(xì)胞膜的容抗作用［6］，電阻Re、Ri分別代表細(xì)胞外液和細(xì)胞內(nèi)液的阻抗作用。

圖1 Cole模型Fig 1 Cole model

當(dāng)人體內(nèi)有低頻信號通過時(shí)，在細(xì)胞膜的容抗作用下，電流的傳導(dǎo)只流經(jīng)細(xì)胞外液。當(dāng)體內(nèi)有高頻電流流經(jīng)時(shí)，細(xì)胞膜也將被導(dǎo)通，這時(shí)的人體組織會產(chǎn)生阻抗，一般容抗和感抗在人體內(nèi)可忽略不計(jì)。所以，為了保證人體的安全以及電信號的傳導(dǎo)，一般選用高頻低幅的電流作為激勵(lì)信號。

1.2 胸腔圓柱模型的介紹

基于胸阻抗法檢測心排量的理論最早由Nyboer等［7］提出，并后續(xù)提出Nyboer公式。而后Kubieck等［8］通過聯(lián)合分析心阻抗微分圖與心電圖，建立Kubieck公式，并得到了廣大學(xué)者的一致認(rèn)可。本系統(tǒng)對心排量CO及相關(guān)血液動力學(xué)參數(shù)的檢測也是基于上述理論及公式。Nyboer的理論是將人體胸腔看作是圓柱形的導(dǎo)體模型，當(dāng)心臟周期性的泵血時(shí)，胸腔阻抗也會周期性的變化，通過記錄胸腔阻抗的變化與胸腔血液容量的關(guān)系即可得到Nyboer公式。圖2所示為Nyboer胸腔圓柱模型，該胸腔模型主要由人體主動脈及周圍組織構(gòu)成。在左心室收縮前，血液還未泵入主動脈，此時(shí)的阻抗稱為基礎(chǔ)阻抗Z0，此時(shí)胸腔的等效阻抗Z1的值等于Z0。圖示的藍(lán)色管腔Sa表示為主動脈的橫截面積，黃色管腔St表示為除主動脈外周圍人體組織的橫截面積，L表示兩測量電極之間的間距。

圖2 左心室舒張期胸腔圓柱模型Fig 2 Left ventricular diastolic thoracic cylinder moder

在左心室收縮期，血液泵入主動脈，胸腔圓柱模型會有相應(yīng)的變化。如圖3所示，圖中黑色管腔部分ΔSa為左心室射血前后主動脈橫截面積的改變量，S0為胸腔的總橫截面積，心室收縮期間兩測量電極間的主動脈血液體積的變化量為ΔSa。其中，

圖3 左心室收縮期胸腔圓柱模型Fig 3 Left ventricular systolic thoracic cylinder model

左心室收縮期，主動脈內(nèi)血液量增加，胸腔的阻抗發(fā)生相應(yīng)的變化。將收縮期泵入主動脈的血液ΔVa產(chǎn)生的阻抗記為Za，胸腔等效阻抗Z2可表示為：

血液泵入主動脈前后，胸腔的阻抗變化ΔZ可表示為：

根據(jù)式（4），血液增量ΔZ產(chǎn)生的阻抗Za可表示為：

人體中的基礎(chǔ)阻抗值遠(yuǎn)大于胸腔周期性的阻抗變化值，即Z0＞＞ΔZ，式（5）可簡化為：

由電阻定律可得：

因此，血液增量ΔVa產(chǎn)生的阻抗Za的另一種表示形式為：

聯(lián)立由式（6）與式（8）可得：

式（9）即為Nyboer公式，其中ρ為血液的電阻率。

我們可以假定在一個(gè)心動周期內(nèi)胸腔阻抗的變化值ΔZ為一階微分信號dZ/dt在左心室射血時(shí)間內(nèi)的增量。為了方便計(jì)算，可以用一個(gè)周期內(nèi)dZ/dt信號的最大值(dZ/dt)max與射血時(shí)間的乘積來近似表征ΔZ，如式（10）。簡化計(jì)算的示意圖如圖4所示。其中，LVET表示左心室射血時(shí)間。

圖4 簡化計(jì)算示意圖Fig 4 Simplified calculation schematic diagram

把式（10）代入式（9），血液增量ΔVa就等于每搏量SV，最終推導(dǎo)出每搏量SV的計(jì)算公式也就是Kubieck公式，如式（11）：

其中，血液電阻率ρ的實(shí)際應(yīng)用中一般選取為135Ω·cm的定值。

而另一個(gè)重要計(jì)算參數(shù)心排量CO（單位：L/min）可通過每搏量SV與心率HR來計(jì)算。公式如下：

為保證計(jì)算的平穩(wěn)與準(zhǔn)確性，克服每搏射血量計(jì)算的變化，通常會采用式（13）所示的公式，式中N指的是1 min間期內(nèi)的心動次數(shù)：

2 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)

2.1 硬件設(shè)計(jì)概述

系統(tǒng)硬件采集的生理信號有3種，分別是心電信號、心阻抗信號、呼吸信號。其中采集的心阻抗信號包括基礎(chǔ)阻抗Z0和心阻抗變化信號ΔZ。采集呼吸信號的目的是用于后續(xù)的自適應(yīng)濾波處理心阻抗信號。為了提高受試者的舒適度以及確保檢測的準(zhǔn)確度，系統(tǒng)用到6片電極，實(shí)現(xiàn)電極的復(fù)用，降低系統(tǒng)裝置的復(fù)雜度。系統(tǒng)主要是由傳感器、無創(chuàng)心排量檢測模塊和血液動力學(xué)監(jiān)測顯示平臺3個(gè)部分組成，3路信號由傳感器采集，經(jīng)串口通訊模塊傳輸至血液動力學(xué)上位機(jī)顯示端，在PC端進(jìn)行波形與參數(shù)的計(jì)算與顯示。具體來說，系統(tǒng)由電源模塊、串口通訊模塊和心電、心阻抗、呼吸檢測模塊構(gòu)成，以便于整體的測試。系統(tǒng)整體結(jié)構(gòu)如圖5所示。

圖5 系統(tǒng)整體框圖Fig 5 Overall block diagram of the developed system

2.2 心電信號測量模塊

系統(tǒng)需要采集一通道心電數(shù)據(jù)，心電信號是比較微弱的人體生理信號，其幅度范圍為0.2～5.0 mV，頻率范圍為0.05～100.00 Hz［9］。該系統(tǒng)中，采用TI公司的ADS1191集成芯片對心電信號進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，并通過串行外設(shè)接口SPI2與單片機(jī)進(jìn)行通信，單片機(jī)會對采集到的信號進(jìn)行內(nèi)部預(yù)處理，且心電信號的檢測電極與心阻抗信號和呼吸信號的檢測電極共用。圖6所示為心電采集模塊的框圖，圖7為心電電極的粘貼位置，如圖7所示：RA、RL、LL這3電極為心電檢測電極。

圖6 心電采集模塊框圖Fig 6 Block diagram of ECG acquisition module

圖7 心電電極位置示意圖Fig 7 ECG electrode position diagram

2.3 心阻抗信號測量模塊

隨著人體心臟節(jié)律性的收縮和舒張，在每個(gè)心動周期中，主動脈的血液都會周期性的充盈變化，如圖8所示，由于激勵(lì)電流主要流經(jīng)主動脈血管，心阻抗變化信號ΔZ也會呈現(xiàn)出周期性的變化。由于胸腔的基礎(chǔ)阻抗Z0和心阻抗變化信號ΔZ相對于人體的接觸阻抗是十分微弱的，為避免接觸阻抗及皮膚極化的干擾，模塊采用四電極法對心排量進(jìn)行檢測。如圖7所示，E1、E4兩電極為激勵(lì)電極，E2、E3兩電極為檢測電極，當(dāng)對E1、E4兩電極施加激勵(lì)電流時(shí)，檢測E2、E3兩電極處的電位信號，可以很好地避免干擾信號的影響［10］。該模塊主要通過芯片ADS1246采集基礎(chǔ)阻抗Z0和心阻抗變化信號ΔZ，且通過SPI1與單片機(jī)進(jìn)行通信，通過選通開關(guān)的調(diào)節(jié)，對呼吸信號也同樣進(jìn)行準(zhǔn)確檢測。心阻抗部分的測量框圖如圖9所示。

2.4 呼吸信號測量模塊

圖8 激勵(lì)電流傳導(dǎo)示意圖Fig 8 Schematic diagram of excitation current conduction

圖9 心阻抗采集模塊框圖Fig 9 Block diagram of cardiac impedance acquisition module

在心阻抗信號的測量過程中，呼吸信號不可避免會混雜在心阻抗信號中，且呼吸阻抗的幅度變化比心阻抗信號的幅度變化更為顯著，因此系統(tǒng)中對呼吸噪聲的去除如果只依靠于硬件電路的過濾，無法取得很好的效果。于是我們在系統(tǒng)中加入呼吸信號測量模塊，采集一路呼吸信號，利用自適應(yīng)濾波的辦法對呼吸噪聲進(jìn)行有效的去除。呼吸阻抗的測量方法與心阻抗部分的測量原理相同，都是通過向激勵(lì)電極中注入高頻低幅電流，通過測量電極檢測呼吸引起的胸部阻抗的變化，測量電極粘貼方法如圖10所示。呼吸測量模塊采用雙電極法，兼?zhèn)淞思?lì)電流的加載和測量信號的檢測功能［11］。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，圖10所示電極粘貼位置檢測呼吸信號時(shí)，能保證準(zhǔn)確檢測到呼吸信號并能有效地降低主動脈血液充盈帶來的阻抗變化干擾。

圖10 呼吸檢測模塊示意圖Fig 10 Schematic diagram of respiratory detection module

3 系統(tǒng)軟件與算法設(shè)計(jì)

3.1 系統(tǒng)下位機(jī)設(shè)計(jì)

與上述的硬件系統(tǒng)設(shè)計(jì)相對應(yīng)，下位機(jī)軟件的主要工作是實(shí)現(xiàn)心電模塊、心阻抗模塊、呼吸模塊3個(gè)測量模塊的測量功能。具體來說主要包括：系統(tǒng)初始化、系統(tǒng)自檢、信號采集、數(shù)據(jù)預(yù)處理和發(fā)送數(shù)據(jù)，其中系統(tǒng)初始化包括硬件初始化和軟件初始化，如圖11所示為下位機(jī)系統(tǒng)主流程圖。

圖11 下位機(jī)系統(tǒng)流程圖Fig 11 Flow chart of lower computer system

3.2 系統(tǒng)上位機(jī)設(shè)計(jì)

系統(tǒng)上位機(jī)軟件部分利用MFC多線程機(jī)制的優(yōu)勢平臺進(jìn)行開發(fā)，軟件主要功能包括數(shù)據(jù)接收與信號處理、信號波形顯示、患者信息錄入與顯示、信號特征點(diǎn)檢測、參數(shù)計(jì)算和數(shù)據(jù)保存［12］。

圖12所示為血液動力學(xué)監(jiān)測平臺的主界面［13］，主界面中主要包括A、B、C這3部分功能區(qū)域，分區(qū)域介紹如下：A：左側(cè)區(qū)域A是信號波形顯示區(qū)域，共3通道數(shù)據(jù)，自上而下為心電波形ECG、心阻抗微分dZ/dt信號IcgDifferential、心阻抗ΔZ信號ICG；B：右側(cè)區(qū)域B是患者信息顯示區(qū)域，主要包括的信息有：編號、姓名、性別、年齡、身高、體質(zhì)量、Rho（電阻率ρ）、L（測量電極之間的間距）、既往病史等；C：右側(cè)區(qū)域C是參數(shù)計(jì)算顯示信息欄，分為ECG參數(shù)信息和基本血液動力學(xué)參數(shù)信息，ECG參數(shù)信息為心率HR，基本血液動力學(xué)參數(shù)信息包括CO、SV、PEP、LVET、STR、CI、SI、VI、EF、TFC等。

圖12 上位機(jī)顯示界面Fig 12 Host computer display interface

3.3 自適應(yīng)濾波算法設(shè)計(jì)

基于胸阻抗法的心阻抗信號檢測過程中，呼吸阻抗的去除靠一般的硬件電路設(shè)計(jì)或普通的濾波器去噪是得不到理想效果的，而自適應(yīng)濾波算法的使用不用過分關(guān)注原始采集信號和呼吸噪聲的先驗(yàn)知識，只需要同時(shí)采集一路呼吸信號，就可以有效地抵消掉呼吸噪聲［14-15］。自適應(yīng)濾波信號處理結(jié)果如圖13所示，圖中所示4路信號自上而下分別為心電信號、呼吸信號、原始心阻抗信號、經(jīng)自適應(yīng)濾波處理后的心阻抗信號。從時(shí)域圖的對比結(jié)果來看，自適應(yīng)濾波處理前心阻抗信號中呼吸噪聲漂移與呼吸測量模塊同步采集的呼吸信號相對應(yīng)，且經(jīng)過自適應(yīng)濾波處理后，呼吸漂移得到較好的消除，明顯能看出每搏心動與心電信號節(jié)律較好的保持一致，驗(yàn)證了采用自適應(yīng)濾波算法在該系統(tǒng)中消除呼吸漂移的適用性。尤其該算法可以有效地避免患者因呼吸頻率不同與一般的濾波器固定頻帶無法匹配的情況，以及克服了普通濾波器對原始信號和噪聲先驗(yàn)知識要求較多的缺陷。經(jīng)過多組數(shù)據(jù)分析得出，該系統(tǒng)中自適應(yīng)濾波算法可以有效地去除強(qiáng)噪聲，取得較好的效果［16］。

4 系統(tǒng)驗(yàn)證與結(jié)果總結(jié)

4.1 系統(tǒng)與參考設(shè)備的對比

系統(tǒng)的標(biāo)定及對比設(shè)備選擇的是與“金標(biāo)準(zhǔn)”熱稀釋法相關(guān)性良好的德國Osypka Medical的ICON?掌式便攜的血液動力學(xué)監(jiān)測系統(tǒng)［17］。該系統(tǒng)普遍適用于新生兒、兒童以及成人。對比試驗(yàn)中需要用本系統(tǒng)和對比設(shè)備在同一時(shí)間對同一名志愿者作同步的監(jiān)測，并同時(shí)記錄下數(shù)據(jù)，每名志愿者采集時(shí)間為5 min以上，驗(yàn)證試驗(yàn)共進(jìn)行20例志愿者數(shù)據(jù)的驗(yàn)證分析，其中15名男性志愿者，5名女性志愿者［18］。本對比試驗(yàn)中主要對比的是每搏量SV和心排量CO的值，實(shí)驗(yàn)過程中志愿者的狀態(tài)保持穩(wěn)定，對志愿者采集5 min數(shù)據(jù)的參數(shù)均值對比如表1所示。

為了直觀地描繪出系統(tǒng)與對比設(shè)備的相關(guān)性，將每搏量SV和心排量CO的值用折線圖描繪出來（圖14），由折線圖的趨勢看出，系統(tǒng)與對比設(shè)備ICON?的檢測參數(shù)在整體的變化趨勢上一致，但是整體來看系統(tǒng)測量值偏高，準(zhǔn)確度還需進(jìn)一步提高。再對系統(tǒng)和對比設(shè)備的均值和均方差做統(tǒng)計(jì)學(xué)分析。每名志愿者5 min數(shù)據(jù)中等時(shí)間間隔抽取20組樣本點(diǎn)，共計(jì)400組，對每搏量SV和心排量CO計(jì)算均值與均方差。由計(jì)算結(jié)果可知，本系統(tǒng)的SV 均方差為4.88～12.46，CO的均方差為0.05～0.46。對比設(shè)備的SV均方差為2.14～11.05，CO的均方差為0.02～0.08。對比結(jié)果顯示，本系統(tǒng)測量結(jié)果穩(wěn)定性比對比設(shè)備稍低，但趨勢基本保持一致，達(dá)到預(yù)期的設(shè)計(jì)目標(biāo)。

圖13 LMS算法信號處理時(shí)域圖Fig 13 Time-domain diagram of signal processing with LMS algorithm

表1 20名志愿者數(shù)據(jù)對比驗(yàn)證Tab 1 Comparison of the data collected from 20 volunteers

圖14 SV及CO趨勢折線對比圖Fig 14 Comparison of stroke volume and cardiac output

4.2 系統(tǒng)修正結(jié)果比對

根據(jù)對比數(shù)據(jù)結(jié)果來尋找誤差出現(xiàn)的可能原因，統(tǒng)計(jì)參與計(jì)算SV及CO的參數(shù)，發(fā)現(xiàn)其他參數(shù)差別不大，但系統(tǒng)與對比設(shè)備在LVET的測量上存在較大偏差，取20名志愿者LVET的均值，對比設(shè)備均值為310 ms，而本設(shè)備均值為360 ms，對LVET的誤差結(jié)果進(jìn)行修正，表2所示為修正后結(jié)果的平均誤差與均方差。

對修正后的結(jié)果描繪出折線圖如圖15所示，修正后的結(jié)果明顯減小了兩設(shè)備間的偏差，20名志愿者每搏量SV的總體平均誤差為3.70 mL，均方根誤差為6.49 mL；心排量CO的總體平均誤差為0.31 L，均方根誤差為0.69 L。

4.3 誤差來源分析與討論

系統(tǒng)與對比設(shè)備通過對20名志愿者的每搏量和心排量進(jìn)行比對，結(jié)果顯示整體上的變化趨勢趨于一致，測量值比參考設(shè)備檢測的值略微偏大。對系統(tǒng)與對比設(shè)備進(jìn)行均值與方差分析，結(jié)果驗(yàn)證系統(tǒng)測量的離散性基本滿足了測量的要求。對系統(tǒng)與對比設(shè)備的偏差原因進(jìn)行分析，偏差來源的原因主要有以下3個(gè)方面：（1）系統(tǒng)的抗干擾能力不及對比設(shè)備，數(shù)據(jù)采集過程中的不可控干擾因素對系統(tǒng)的采集造成一定的誤差；（2）系統(tǒng)與對比設(shè)備信號處理的方法不同，信號特征點(diǎn)定義的不同是導(dǎo)致左心室射血時(shí)間LVET偏差較大的主要原因［19］；（3）系統(tǒng)采用的胸腔模型相對簡單，每搏量SV的計(jì)算公式未經(jīng)修正［20］，而對比設(shè)備作為市場在售的成熟產(chǎn)品，其會根據(jù)大量的臨床數(shù)據(jù)對檢測模型及計(jì)算公式進(jìn)行修正。

表2 修正后結(jié)果的平均誤差與均方差Tab 2 Average error and mean square error of the corrected results

4.4 系統(tǒng)總結(jié)

系統(tǒng)已經(jīng)初步搭建出一整套基于胸阻抗法的心排量及相關(guān)血液動力學(xué)參數(shù)的檢測系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)心排量等參數(shù)的無創(chuàng)、實(shí)時(shí)、連續(xù)測量，成功檢測出心電、心阻抗、呼吸3種信號，并在PC端進(jìn)行特征點(diǎn)的提取，成功實(shí)現(xiàn)包括心排量CO在內(nèi)的共18項(xiàng)血液動力學(xué)參數(shù)的測量，為后續(xù)國內(nèi)研究人員研究基于胸阻抗法的心排量測量系統(tǒng)提供很好的參考意義，系統(tǒng)還存在參數(shù)計(jì)算的準(zhǔn)確性及精度有待提高的問題，后續(xù)會對特征點(diǎn)提取的算法進(jìn)行更新，提高系統(tǒng)的測量準(zhǔn)確性，挖掘信號中更多的信息，對參數(shù)進(jìn)行整合，使得對心血管系統(tǒng)的評價(jià)更加全面，輔助醫(yī)生更好地對患者的心血管疾病進(jìn)行診斷與治療。

圖15 SV及CO修正后趨勢折線對比圖Fig 15 Comparison of corrected SV and corrected CO