三維胸腔肺通氣電阻抗動(dòng)態(tài)仿真方法研究

曲振豪，杜 強(qiáng)*，柯 麗，賈 靜，2

（1.沈陽(yáng)工業(yè)大學(xué)電氣工程學(xué)院，沈陽(yáng)110870；2.營(yíng)口理工學(xué)院電氣工程學(xué)院，遼寧營(yíng)口115014）

0 引言

近年來(lái)醫(yī)學(xué)成像技術(shù)得到長(zhǎng)足發(fā)展。其中，電阻抗成像（electrical impedance tomography，EIT）技術(shù)通過(guò)對(duì)待測(cè)物體表面施加一定大小的激勵(lì)電流或電壓，檢測(cè)邊界電壓或電流的變化，從而重建物體內(nèi)部的電導(dǎo)率分布及其變化圖像，得到待測(cè)體內(nèi)部相關(guān)信息。EIT的無(wú)創(chuàng)、無(wú)輻射、便攜、可進(jìn)行功能性成像等優(yōu)點(diǎn)使其廣泛應(yīng)用于醫(yī)學(xué)、地質(zhì)勘探等成像領(lǐng)域[1-2]。EIT技術(shù)自誕生以來(lái)，便被視為臨床醫(yī)學(xué)中重要的輔助成像工具，尤其是在肺部的監(jiān)測(cè)中，該技術(shù)目前已經(jīng)發(fā)展到了與臨床應(yīng)用十分接近的階段[3-5]。近期新型冠狀病毒的出現(xiàn)導(dǎo)致呼吸機(jī)需求量大，重癥患者使用呼吸機(jī)進(jìn)行機(jī)械通氣時(shí)的安全性問(wèn)題被廣泛關(guān)注，EIT技術(shù)用于監(jiān)測(cè)呼吸機(jī)誘發(fā)或伴隨機(jī)械損傷的相關(guān)研究也隨之增加[6-10]。因此，利用EIT技術(shù)對(duì)肺通氣進(jìn)行相關(guān)研究尤為重要[11-12]。

肺通氣情況會(huì)反映許多肺部及呼吸道相關(guān)的生理或病理信息，目前國(guó)內(nèi)外研究組通過(guò)對(duì)肺通氣的研究進(jìn)行肺部監(jiān)測(cè)已有相關(guān)報(bào)道。國(guó)外Vogt等[13]利用EIT技術(shù)進(jìn)行肺部區(qū)域通氣分布情況分析，從而對(duì)慢性阻塞性肺病進(jìn)行研究，同時(shí)為其他肺部疾病檢測(cè)提供了方法。Bachmann等[14]利用EIT技術(shù)對(duì)急性呼吸窘迫綜合征的檢測(cè)進(jìn)行了臨床研究，并提出了通過(guò)EIT技術(shù)檢測(cè)更多疾病的可能性。國(guó)內(nèi)EIT技術(shù)近年來(lái)也取得了長(zhǎng)足進(jìn)步，天津大學(xué)、河北工業(yè)大學(xué)等研究組均對(duì)肺部EIT進(jìn)行了相關(guān)研究，建立了胸腔模型并對(duì)肺部進(jìn)行EIT[15-17]。重慶大學(xué)相關(guān)研究組建立了二維胸腔模型，利用四電極法進(jìn)行了肺部空氣量與阻抗之間的定量分析，為后續(xù)的臨床應(yīng)用打下了基礎(chǔ)[18]。目前，肺通氣的研究大多停留在二維定性分析，三維模型的建立相較于二維更為復(fù)雜，且人體肺臟大小不一，三維模型計(jì)算量龐大，所以更為準(zhǔn)確的三維肺部模型仿真分析是EIT的一個(gè)難點(diǎn)以及重要研究方向。同時(shí)，肺通氣過(guò)程的量化分析也是肺部EIT研究?jī)?nèi)容中的一個(gè)重要臨床目的。對(duì)此，本文提出在三維胸腔模型中對(duì)肺通氣動(dòng)態(tài)變化過(guò)程進(jìn)行量化研究。

為了模擬肺通氣狀態(tài)，得到肺通氣量與體表電勢(shì)之間的關(guān)系，本文首先結(jié)合肺部X射線片以及真實(shí)人體肺部生理結(jié)構(gòu)建立了包含肺部的三維胸腔模型。同時(shí)，引入肺組織空氣填充系數(shù)F對(duì)肺通氣量進(jìn)行定量描述，根據(jù)肺通氣量與電導(dǎo)率之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系，采用動(dòng)態(tài)參數(shù)的掃描仿真方法，改變肺通氣過(guò)程中的電導(dǎo)率參數(shù)來(lái)模擬從呼氣末到吸氣末整個(gè)肺通氣過(guò)程中的不同狀態(tài)，并通過(guò)有限元法對(duì)肺通氣狀態(tài)進(jìn)行三維動(dòng)態(tài)仿真，得到肺通氣量與體表電勢(shì)之間的關(guān)系以及更準(zhǔn)確真實(shí)的胸腔參數(shù)變化結(jié)果。

1 方法

為了得到肺通氣運(yùn)動(dòng)過(guò)程中的電生理參數(shù)，建立三維胸腔模型對(duì)肺通氣進(jìn)行仿真。忽略通氣時(shí)肺部體積變化，通過(guò)改變不同通氣狀態(tài)下相對(duì)應(yīng)的電導(dǎo)率來(lái)模擬肺部呼氣、吸氣動(dòng)態(tài)過(guò)程。

1.1 三維胸腔模型

在實(shí)際情況中，EIT應(yīng)用對(duì)象大多是三維的。目前應(yīng)用較多的二維模型僅為三維模型的簡(jiǎn)單近似，且二維模型不能完全反映體內(nèi)電流流向分布。三維胸腔模型的建立不同于通過(guò)邊緣輪廓提取的二維模型，其構(gòu)造更加符合真實(shí)人體胸腔生理結(jié)構(gòu)，可以很好地消除一部分模型誤差，使肺通氣的研究更加準(zhǔn)確。同時(shí)，電極數(shù)目的增加會(huì)使得到的信息量更為豐富。因此，本文采用三維模型對(duì)人體胸腔進(jìn)行構(gòu)建。為簡(jiǎn)化胸腔模型，忽略胸腔內(nèi)其他影響相對(duì)較小的組織或器官。

肺臟是人體重要的呼吸器官，用于實(shí)現(xiàn)機(jī)體與外界之間的氣體交換。其基本構(gòu)造為左右各一肺葉位于胸腔之內(nèi)，因右側(cè)膈下含有肝和心臟，所以右肺寬短，左肺狹長(zhǎng)，右肺面積明顯小于左肺。以此作為依據(jù)構(gòu)建肺臟真實(shí)生理結(jié)構(gòu)模型。肺通氣時(shí)，兩肺葉體積會(huì)隨著空氣的吸入和呼出發(fā)生改變，本實(shí)驗(yàn)選擇充盈狀態(tài)較好的吸氣末進(jìn)行仿真。通過(guò)X射線圖像可以直觀有效地獲得肺臟縱向生理結(jié)構(gòu)信息。根據(jù)肺部X射線圖像[如圖1（a）所示]，查閱相關(guān)尺寸數(shù)據(jù)以及肺部生理結(jié)構(gòu)解剖圖等資料得到人體肺臟尺寸，同時(shí)結(jié)合胸腔模型，在三維模型設(shè)計(jì)軟件SolidWorks 2018（Dassault Systemes S.A，法國(guó)）中對(duì)肺部三維模型進(jìn)行構(gòu)建。構(gòu)建的三維肺臟模型如圖1（b）所示。

圖1 肺部X射線圖像及三維肺臟模型

人體胸腔結(jié)構(gòu)相對(duì)復(fù)雜，包含多種組織和器官。為了得到準(zhǔn)確的人體胸腔輪廓模型，結(jié)合真實(shí)人體胸腔數(shù)據(jù)對(duì)胸腔輪廓模型進(jìn)行構(gòu)建，并對(duì)模型進(jìn)行了平滑處理便于后續(xù)電極的添加。將設(shè)計(jì)好的肺臟模型按照人體結(jié)構(gòu)比例放入胸腔輪廓之內(nèi)，形成包含肺臟的胸腔-肺臟組合模型。同時(shí)在胸腔外圍等高度、等間隔放置2層電極，每層16個(gè)，上下2層間隔8 cm。將繪制好的胸腔模型導(dǎo)入有限元分析軟件Multiphysics 5.3a（COMSOL Inc.，瑞典）中進(jìn)行后續(xù)分析計(jì)算。整個(gè)胸腔三維模型三視圖如圖2所示。

圖2 胸腔三維模型三視圖

1.2 肺通氣動(dòng)態(tài)仿真

肺通氣過(guò)程中，肺內(nèi)空氣量增加會(huì)造成肺組織的基本組成元素肺泡發(fā)生擴(kuò)大現(xiàn)象。該現(xiàn)象會(huì)導(dǎo)致肺組織的細(xì)胞和血管變形，在電特性上表現(xiàn)為肺組織的電導(dǎo)率和介電常數(shù)減小，從而導(dǎo)致胸部生物電阻抗發(fā)生變化。且生物組織在不同的激勵(lì)頻率下介電特性和導(dǎo)電特性不同。在50 kHz激勵(lì)頻率下，肺部電導(dǎo)率變化范圍為0.132 S/m（吸氣末）～0.259 S/m（呼氣末）。

肺通氣狀態(tài)監(jiān)測(cè)一直是肺部監(jiān)測(cè)中的重要內(nèi)容，目前對(duì)肺通氣的研究大部分為定性分析。為了對(duì)肺通氣進(jìn)行更準(zhǔn)確的定量分析，本文通過(guò)引入1993年Nopp等[19]提出的肺組織空氣填充系數(shù)F對(duì)肺內(nèi)空氣量進(jìn)行定量描述，根據(jù)F與電導(dǎo)率的關(guān)系改變電導(dǎo)率變化參數(shù)，模擬空氣定量變化下肺部通氣的動(dòng)態(tài)變化過(guò)程。F的表達(dá)式如公式（1）所示：

式中，Va為肺內(nèi)空氣體積；Vc為肺組織中細(xì)胞液和細(xì)胞膜等凝聚態(tài)物質(zhì)體積。

肺組織體積V1的計(jì)算公式如下：

Nopp等[19]的實(shí)驗(yàn)證明肺組織的電導(dǎo)率隨著肺組織空氣填充系數(shù)F的增大而減小，研究人員發(fā)現(xiàn)肺組織電導(dǎo)率σ∝，且F的變化范圍為0.05～1.40。呼吸過(guò)程中可認(rèn)為肺組織中的凝聚態(tài)物質(zhì)未發(fā)生變化，σ∝可進(jìn)一步簡(jiǎn)化為σ∝。肺通氣可以導(dǎo)致胸部生物電導(dǎo)率發(fā)生改變，因此胸部生物電導(dǎo)率變化值可以描述肺通氣量的變化情況。

肺通氣時(shí)，肺部電導(dǎo)率會(huì)隨著肺內(nèi)空氣量的增加而減小。為了模擬肺通氣動(dòng)態(tài)過(guò)程，將肺通氣過(guò)程雙肺電導(dǎo)率變化作為動(dòng)態(tài)掃描參數(shù)。以呼氣末為基準(zhǔn)，此時(shí)肺組織體積僅包括Vc，肺組織空氣填充系數(shù)F為0.05。從呼氣末開(kāi)始進(jìn)行仿真，根據(jù)肺內(nèi)空氣體積與肺組織空氣填充系數(shù)F的定量關(guān)系改變肺組織電導(dǎo)率，一直仿真到吸氣末，共動(dòng)態(tài)仿真50次，實(shí)現(xiàn)從呼氣末到吸氣末肺通氣整個(gè)過(guò)程的動(dòng)態(tài)變化仿真計(jì)算。取其中部分等間隔肺內(nèi)空氣變化時(shí)肺組織空氣填充系數(shù)F與電導(dǎo)率的對(duì)應(yīng)關(guān)系（見(jiàn)表1）進(jìn)行相關(guān)分析。雙肺電導(dǎo)率參數(shù)的動(dòng)態(tài)掃描仿真的實(shí)現(xiàn)，為進(jìn)一步獲得胸部體表電勢(shì)與肺通氣狀態(tài)的關(guān)系打下了基礎(chǔ)。

表1 肺組織空氣填充系數(shù)F與電導(dǎo)率的對(duì)應(yīng)關(guān)系

1.3 胸腔真實(shí)模型邊界求解方法

本模型采用有限元法進(jìn)行求解，求解原理主要應(yīng)用電磁場(chǎng)基本理論，其中電場(chǎng)求解域描述方程如公式（3）所示：

式中，σ為待測(cè)區(qū)域電導(dǎo)率分布；?為電勢(shì)分布。

各邊界條件為：

（1）電絕緣部分如公式（4）所示：

式中，n為單位法向量；J為電流密度。

（2）接地部分如公式（5）所示：

（3）輸入激勵(lì)電流I0如公式（6）所示：

式中，?Ω表示電極的表面；S為場(chǎng)域邊界。

對(duì)雙層電極模型進(jìn)行編號(hào)，如圖3（a）所示。胸腔電極三維模型采用準(zhǔn)對(duì)角激勵(lì)方式，如圖3（b）所示，選取胸前左下方1號(hào)電極與其準(zhǔn)對(duì)角電極（其對(duì)角線上上層電極）25號(hào)電極作為激勵(lì)電極，輸入I0=2 mA的恒定電流，激勵(lì)頻率為50 kHz。其余電極和皮膚表面設(shè)置為電絕緣。

圖3 雙層電極模型激勵(lì)測(cè)量示意圖

2 結(jié)果

2.1 肺通氣仿真計(jì)算

2.1.1 肺通氣流線及電極電勢(shì)變化

肺部電導(dǎo)率隨肺通氣過(guò)程發(fā)生變化，流線圖可以很好地表示出隨肺通氣變化的電流密度、電場(chǎng)強(qiáng)度等相關(guān)信息分布情況。對(duì)呼氣末到吸氣末中肺內(nèi)電流變化情況進(jìn)行仿真計(jì)算，分別得到從呼氣末（F=0.05）到吸氣末（F=1.40）不同呼吸狀態(tài)下的胸腔電流線圖。如圖4所示，選取F為0.05、0.60、1.00、1.404個(gè)狀態(tài)下的電流線圖進(jìn)行分析。

圖4 肺通氣三維動(dòng)態(tài)仿真電流線圖

仿真結(jié)果顯示，隨著肺組織空氣填充系數(shù)F的變化，流經(jīng)目標(biāo)區(qū)域的電流線疏密程度也會(huì)發(fā)生改變。當(dāng)處于最大呼氣末[如圖4（a）所示]時(shí)，電流線在肺內(nèi)分布最均勻且流經(jīng)肺組織的電流線最多，隨著肺內(nèi)空氣量增加，電流線在肺內(nèi)分布逐漸不均，且流入肺組織內(nèi)的電流線逐漸減少，符合EIT時(shí)組織或器官的電導(dǎo)率變化敏感的預(yù)期。呼氣末到吸氣末過(guò)程中2個(gè)電極平面的電勢(shì)分布如圖5所示。隨著肺組織空氣量增加，肺組織電導(dǎo)率減小，激勵(lì)電極周圍電勢(shì)明顯升高。

圖5 肺通氣變化雙層電極電勢(shì)圖

2.1.2 肺通氣相鄰電極電勢(shì)差變化

本文共設(shè)置32個(gè)電極，雙層分布于胸腔體表，其中一對(duì)準(zhǔn)對(duì)角電極作為激勵(lì)電極，其余電極作為測(cè)量電極，測(cè)量方式為相鄰電極間測(cè)量。由于激勵(lì)電極周圍電勢(shì)受激勵(lì)電流影響電勢(shì)差幅值較大，故忽略激勵(lì)電極周圍8個(gè)測(cè)量電極，共得到24個(gè)電極電勢(shì)差變化情況。圖6（a）～（f）為根據(jù)呼氣末（F=0.05）到吸氣末（F=1.40）24個(gè)電極電勢(shì)差絕對(duì)值繪制的柱狀圖，每幅圖分別繪制了4個(gè)通道的電勢(shì)差絕對(duì)值從呼氣末到吸氣末的變化關(guān)系。通過(guò)對(duì)肺通氣時(shí)相鄰電極電勢(shì)差的分析，可以看出由于胸腔內(nèi)組織電特性不同，不同測(cè)量電極之間的電勢(shì)差明顯不同。激勵(lì)電極附近的幾個(gè)測(cè)量通道電極電勢(shì)差絕對(duì)值相對(duì)較大。在2 mA的恒定電流激勵(lì)下，吸氣過(guò)程中，隨著空氣的進(jìn)入，肺內(nèi)空氣體積Va增加，體表電極電勢(shì)差絕對(duì)值整體逐漸增大；反之，肺處于呼氣狀態(tài)時(shí)，肺內(nèi)空氣體積Va減小，體表電極電勢(shì)差絕對(duì)值也隨之減小。且隨著肺內(nèi)空氣量增加，電極電勢(shì)差絕對(duì)值變化率逐漸減小?？梢源俗鳛橐罁?jù)，對(duì)肺通氣狀態(tài)進(jìn)行判斷。

圖6 24個(gè)相鄰電極電勢(shì)差隨肺通氣變化情況

2.2 實(shí)驗(yàn)及仿真方法驗(yàn)證

2.2.1 肺通氣測(cè)量實(shí)驗(yàn)

為了驗(yàn)證肺通氣動(dòng)態(tài)仿真方法的準(zhǔn)確性，使用多導(dǎo)生理記錄儀MP160（BIOPAC Inc.，美國(guó)）對(duì)肺通氣動(dòng)態(tài)變化參數(shù)進(jìn)行測(cè)量。激勵(lì)頻率為50 kHz，激勵(lì)電流為2 mA。本實(shí)驗(yàn)在沈陽(yáng)工業(yè)大學(xué)生物電磁工程研究所內(nèi)完成，實(shí)驗(yàn)前招募20名無(wú)肺部或呼吸道疾病的志愿者，志愿者均為自愿參加試驗(yàn)，并簽署了知情同意書，實(shí)驗(yàn)過(guò)程不會(huì)對(duì)人體造成傷害。

生物阻抗對(duì)人體姿勢(shì)、呼吸方式、電極位置等因素十分敏感。為了減少除肺通氣運(yùn)動(dòng)之外的其他因素影響，需對(duì)志愿者電極位置、呼吸方式、通氣過(guò)程進(jìn)行規(guī)范，并確保所有志愿者姿勢(shì)統(tǒng)一。在測(cè)試中，志愿者被要求保持站立姿勢(shì)，雙臂水平展開(kāi)位于身體兩側(cè)以保證呼吸通暢。測(cè)量姿勢(shì)以及電極擺放如圖7所示。電極擺放位置和恒流激勵(lì)方式與上述仿真方法一致。

圖7 測(cè)量姿勢(shì)及電極擺放示意圖

開(kāi)始測(cè)試時(shí)，首先要求志愿者平靜呼吸一定次數(shù)，待呼吸波形穩(wěn)定后，讓志愿者循環(huán)進(jìn)行用力呼氣至不能呼氣到用力吸氣至不能吸氣動(dòng)作5次，一次吸氣呼氣動(dòng)作用時(shí)10 s，盡量保證勻速呼吸。記錄呼吸波形并對(duì)每個(gè)志愿者依次進(jìn)行測(cè)量，20名志愿者相關(guān)信息以及相對(duì)最大呼氣末電勢(shì)差值見(jiàn)表2。

表2 20名志愿者肺通氣時(shí)體表電勢(shì)差變化情況

2.2.2 評(píng)價(jià)方法

利用可視化分析以及相關(guān)系數(shù)計(jì)算對(duì)仿真與實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)進(jìn)行相關(guān)性分析。首先進(jìn)行可視化分析，散點(diǎn)圖是相關(guān)性可視化分析中常用的一種方法，如果兩變量不相關(guān)，散點(diǎn)圖通常會(huì)表現(xiàn)為隨機(jī)分布的離散的點(diǎn)；如果兩變量存在某種相關(guān)性，散點(diǎn)圖通常相對(duì)密集且以某種關(guān)聯(lián)存在。通過(guò)對(duì)電勢(shì)差實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)繪制散點(diǎn)圖，可以直觀地得到實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)分布情況，從而根據(jù)數(shù)據(jù)點(diǎn)的呈現(xiàn)趨勢(shì)對(duì)2組數(shù)據(jù)的相關(guān)性進(jìn)行可視化分析。

相關(guān)系數(shù)r的計(jì)算公式如下：

式中，X、Y分別代表仿真電壓變化率和實(shí)測(cè)電壓變化率；Cov（X，Y）為X與Y的協(xié)方差；Var[X]為X的方差；Var[Y]為Y的方差。通過(guò)對(duì)相關(guān)系數(shù)r的計(jì)算，可以直觀地反映仿真體表電壓數(shù)據(jù)與實(shí)測(cè)數(shù)據(jù)的相關(guān)程度，其取值范圍為[0，1]，取值越大，表明仿真結(jié)果越接近實(shí)測(cè)值，證明本文所采用方法越準(zhǔn)確。

2.2.3 相關(guān)性分析

取其中1組測(cè)量電極間電勢(shì)差絕對(duì)值進(jìn)行可視化相關(guān)性分析。根據(jù)20名志愿者胸部體表實(shí)測(cè)電勢(shì)差變化率繪制的散點(diǎn)圖如圖8所示，并在圖中標(biāo)記出從呼氣末到吸氣末不同肺組織空氣填充系數(shù)F值下的電勢(shì)差變化率的仿真結(jié)果?？梢钥闯?，不同F(xiàn)下的仿真值與20名志愿者的實(shí)測(cè)結(jié)果基本對(duì)應(yīng)。隨著F增加，2組數(shù)據(jù)電勢(shì)差變化率均明顯減小且變化幅度基本一致。說(shuō)明仿真體表電勢(shì)結(jié)果具有較高準(zhǔn)確性，進(jìn)而證明所提方法可以較好地進(jìn)行肺通氣動(dòng)態(tài)變化研究。

圖8 仿真結(jié)果與電勢(shì)差分布對(duì)比圖

對(duì)20名志愿者從最大呼氣末到最大吸氣末期間不同肺組織空氣填充系數(shù)F下的電勢(shì)差變化率均值進(jìn)行計(jì)算，根據(jù)計(jì)算結(jié)果繪制出電壓變化率實(shí)測(cè)值曲線，同時(shí)根據(jù)仿真數(shù)據(jù)繪制出電壓變化率仿真值曲線，2組數(shù)據(jù)對(duì)比如圖9所示。從圖中可以看出電壓變化率仿真值曲線與實(shí)測(cè)值曲線變化情況基本一致。對(duì)2組數(shù)據(jù)的相關(guān)性采用公式（7）進(jìn)行計(jì)算，得到相關(guān)系數(shù)r為0.9454，可證明兩者高度相關(guān)，進(jìn)一步驗(yàn)證了所提方法的可行性。

圖9 電壓變化率實(shí)測(cè)值與仿真值曲線圖

3 結(jié)論與討論

通過(guò)對(duì)圖4所示肺通氣仿真電流線的分析，可以看出電流在胸腔內(nèi)的走向并不是簡(jiǎn)單的二維流動(dòng)過(guò)程，而是三維的發(fā)散過(guò)程。因此，不同于只考慮截面電流走向的二維胸腔研究，三維模型可以更準(zhǔn)確地描述電流在體內(nèi)的流動(dòng)過(guò)程，從而更好地描述肺通氣過(guò)程中胸腔電生理信號(hào)的變化情況。同時(shí)，相較于以往的定性分析，本方法通過(guò)引入肺組織空氣填充系數(shù)F對(duì)空氣進(jìn)行定量描述，從而得到肺通氣與體表電勢(shì)之間更準(zhǔn)確的定量關(guān)系。經(jīng)實(shí)際測(cè)量驗(yàn)證，所提仿真方法結(jié)果與實(shí)測(cè)結(jié)果高度一致，充分證明了本方法的有效性。

本文首先結(jié)合真實(shí)人體胸腔生理結(jié)構(gòu)構(gòu)建了包含肺臟的三維胸腔EIT仿真模型，為胸腔及肺部三維EIT研究提供了新的模型構(gòu)造方法。同時(shí)采用動(dòng)態(tài)掃描方法，引入肺組織空氣填充系數(shù)F，對(duì)胸腔內(nèi)肺通氣變化引起的內(nèi)部電場(chǎng)變化以及體表電勢(shì)測(cè)量變化分別進(jìn)行了定性及定量分析，得到了肺內(nèi)空氣體積與體表電勢(shì)之間的定量變化關(guān)系。最后對(duì)所提出的仿真方法進(jìn)行實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，實(shí)驗(yàn)結(jié)果與仿真結(jié)果相關(guān)系數(shù)為0.9454，相較于以往二維肺通氣仿真分析，本方法結(jié)果更符合動(dòng)態(tài)監(jiān)測(cè)的需求。本研究為后續(xù)進(jìn)一步的定量分析打下了基礎(chǔ)，同時(shí)也為身體其他部位如腦部、腹腔等研究提供了科學(xué)方法與依據(jù)。

人體胸腔生理結(jié)構(gòu)復(fù)雜，胸腔內(nèi)其他組織和器官都會(huì)對(duì)實(shí)驗(yàn)結(jié)果產(chǎn)生影響，本研究建立了僅包含肺部的三維胸腔模型。下一步研究應(yīng)進(jìn)一步豐富胸腔模型，將心臟、脊柱等組織考慮到三維模型中，提高模型真實(shí)度。同時(shí)，應(yīng)在體表電極測(cè)量方法、數(shù)據(jù)分析方法上進(jìn)一步研究，得到更加龐大且準(zhǔn)確的肺通氣電生理數(shù)據(jù)，為后續(xù)臨床監(jiān)測(cè)提供更多參考。