CN1024161C

CN1024161C - 检测和处理阻抗血流图的方法及装置

Info

Publication number: CN1024161C
Application number: CN87106212.7A
Authority: CN
Inventors: 邵树永; 冯建华; 张新潮
Original assignee: Harbin Institute of Technology
Current assignee: Harbin Institute of Technology
Priority date: 1987-09-05
Filing date: 1987-09-05
Publication date: 1994-04-13
Anticipated expiration: 2002-09-05
Also published as: CN87106212A; US5025784A

Abstract

本发明为一种用于测试人体阻抗血流图的装置，该装置的特征在于采用信号平均法来滤除呼吸对人体阻抗血流图的干扰，采用变采样周期的方法，实现信号平均法中的同相位迭加平均，以适应心律不齐者采用信号平均法滤除呼吸干扰。该装置由阻抗血流图信号检出电路、滤波和放大电路，心电信号放大及R波提取电路，微处理机等组成。能有效地实现各类患者人体阻抗血流图的测试，是一种无损伤、方便、精确，自动化程度较高的医用电子设备。

Description

本发明涉及一种用于检测和处理阻抗血流图的方法及装置，属于一种医疗电子仪器。

阻抗血流图是近年发展起来的一项新的无损伤性的生物物理学检查诊断方法，由于其方法简单，操作方便，尤其是具有对病人无创伤性等优点而越来越受到医疗界的重视。但目前各医院使用的各种阻抗血流图仪，例如国产SJ-42型四导生理记录仪和日本生产的八导生理记录仪及其它各种阻抗血流图仪在用以测量肺阻抗血流图，肝血流图，心阻抗血流图时，由于呼吸所造成肺部空气量变化而引起阻抗的变化，使肺阻抗血流图，肝血流图，心阻抗血流图产生严重失真，见图1和图2，因此不得不要求被检查者屏气测试。这不适于对心脏功能差，意识不清、小儿等不易配合的患者进行观察，见顾慎为，黄建权编著“阻抗血流图”人民卫生出版社，1986年9月第一版，162页;102页;137页。

重庆大学无线电系曾研制“微处理机阻抗血流图***”。该***采用了数字迭加技术滤除心阻抗微分血流图 (dz)/(dt) 的呼吸干扰，见“电子技术应用”1984年第1期，17-19页。但上述***不适用于心率不齐的人，而大量的临床医学实验和调查表明，大部分正常人的心率在自由呼吸状态下是变化的。例如，当心电机走纸速度为每秒25mm时，心率变化一般为1mm-3mm。而心脏病患者心率不齐更为严重，如图3所示，第2个至第3个QRS波之间为13毫米，第三个至第四个QRS波之间为23毫米。

本发明的目的在于提出一种检测和处理阻抗血流图的测试方法及按方法设计的测试装置，利用该方法可以有效的滤除阻抗血流图△Z的呼吸干扰，使用该装置可以使被检查者在自由呼吸状态下测试阻抗血流图，该装置对心律不齐者有良好的适应性。

本发明的工作原理如下：

由阻抗血流图的基本原理可知：

(△R)/(R) ＝ (△V)/(V) ……（1）

式中R为导体电阻，△R为电阻变化量

V为导体容积，△V为容积变化量

即电阻的变化与容积的变化呈线性关系。由图2可见，停呼吸状态下的肺阻抗血流图是由几个连续而有规律波动曲线构成的，它反映了心动周期内肺循环血液容积的变化。而图1是自由呼吸状态下肺阻抗波形。呼吸对肺阻抗波形有较大的影响。其原因是由于呼吸造成肺部空气量的变化而引起阻抗的变化，亦是由于容积变化而引起阻抗的变化。因此可以认为由于呼吸而引起阻抗的变化与反映肺循环的肺阻抗信号△Z之间是线性迭加的，所以可以采用滤波的方法滤除呼吸干扰。

由于呼吸动作引起阻抗的变化其幅度大约为停呼吸状态下肺阻抗血流图△Z的幅度3至10倍。由图1，图2可见在呼吸信号两周内肺阻抗信号搏动七次，肺阻抗信号基波频率约为1HZ左右（从心电图纸上可见每周期为25mm，纸速为25mm/秒）而呼吸信号的基波频率为：

1/(3.5秒) ＝0.285Hz

这样呼吸信号的基波频率与肺阻抗信号基波频度只差0.715Hz，一般呼吸信号的基波频率为肺阻抗信号的基波频率的1/3～1/5。所以呼吸信号三次及其以上各次谐波有可能与肺阻抗信号基波及各次谐波相重合。

由图2可以看出肺阻抗波形是有规律的，我们可以把它看作为有用的信号。由图1可见由呼吸引起阻抗的变化则是随机的，我们可把它看作是噪声。可用微弱信号检测技术降低信号所伴随的噪声，以增强有用信号。

由上面分析可知呼吸信号基波频率与肺阻抗信号的基波频率相差约为0.7Hz-0.8Hz。如仅用模拟滤波器或数字滤波器滤波，则要求滤波器的过渡带宽要小于0.7Hz，而滤波器的阶数必然很高，则难以实现。而且呼吸信号三次及其以上谐波有可能进入滤波器肺阻抗信号通带之内。因此我们采用了信号平均技术滤波除呼吸干扰。信号经N次测量并积累是线性相加的，积累信号值为平均值的N倍，由于把呼吸信号看成是噪声，它是无规则起伏的，应按均方根值平均，积累信号为平均值的倍，N次测量可提高信噪比

\sqrt{N}

倍。

本发明检测和处理阻抗血流图的方法内容如下：通过向被检测者身体的预定部位施加一个微弱的高频恒流电流，并通过向受试者施加电压电极，检测受试者身体该部位的生物电阻抗变化，获得阻抗信号，同时对受试者做心电测试以获得心电信号，并将这两种信号进行放大和滤波，以获得足够的信号幅度并滤除工频干扰，然后将经过放大和滤波的阻抗信号送入A/D变换器，心电信号则分为两路，一路送入A/D变换器与阻抗信号一起同步进行采样和A/D变换，另一路经放大限幅进行R波提取，将提取的R波送入A微处理机（5），作为对阻抗信号进行插值运算划分周期的参考值，经过A/D变换的阻抗信号和心电信号亦送入A处理机（5）进行线性插值处理，处理结果存入EPROM，B微处理机在预定时间将此结果取出进行线性迭加平均运算，运算处理后的阻抗信号和心电信号分别通过D/A变换器成模拟量输出。

本发明的装置由阻抗信号检出电路（1）和放大滤波电路（2），心电信号检出电路及R波提取电路（4），放大与电平移位电路（3），A/D变换器A微处理机（5），B微处理机（7），公共内存（6），公共内存总线，阻抗信号D/A变换器，心电信号D/A变换器，电流电极12、15，电压电极13、14、心电导联电极41、42组成。其中电流电极12、15，电压电极13、14，心电导联电极41、42均施加于人体，由电压电极13、14取出的微弱人体阻抗血流信号送入（1）进行放大、检波处理，（1）的输出与（2）输入相连，将经放大、检波处理的阻抗信号再进行放大、滤波。（2）的输出送入A/D0通道。心电导联电极41、42将检出的微弱心电信号送入（4），在（4）中经放大器43，带阻滤波器44和低通滤波器45放大和滤波后分成两路，一路经由放大器46，限幅器47，微分电路48，和单稳态电路49组成的R波提取电路，将提取的R波信号送入A微处理器（5），另一路经放大电平移位电路（3）送入A/D的1通道，A/D的输出与A微处理机（5）相连，A 微处理机（5），公共内存储器（6），B微处理机（7）输入输出互相连接，由公共内存总线控制其输入输出关系，B微处理机（7）的输出与两路D/A变换器连接，两路D/A变换器分别输出模拟量的阻抗信号和心电信号。

由图4可见肺阻抗信号△Z与心电信号是同步的，因此可用心电图中QRS波中的R波作为多点同相位迭加平均的同步信号、用以确定肺阻抗信号的周期。

用同相位迭加平均的方法滤除呼吸干扰在本仪器里的B微处理机（7）中由软件实现。为了能接近实时处理，N不宜取得过多，取N＝8。

经过大量实验得知正常人以及心脏病患者心率不齐是很普遍的，因此肺阻抗血流图△Z的周期也是变化的。例如某人在某段时间心率为80次/分，即肺阻抗血流图的基波频率为1.33Hz，假定每周期采64点，当心率高于或低于80次/分，则采样点就要少于或多于64点，因而无法进行同相位迭加平均，否则肺阻抗波形将产生严重失真，如用手动方式来改变微处理机的采样周期，是跟不上心率变化的，因此我们采用了自动变采样周期的方法，使心度不齐的人肺阻抗信号也能进行同相位迭加平均来滤除呼吸干扰。只有解决这个问题这种滤除呼吸干扰的方法才能在临床上推广应用，这是本仪器的关键技术。

在本仪器中有A，B两个微处理机。自由呼吸状态下的肺阻抗信号经处理放大加到接口电路A/D变换器上，将模拟量变为数字量，A机为固定采样时间，以心率80次/分为准，肺阻抗信号的周期为60秒/80＝0.75秒，每周采64点则采样周期为60/（80×64）。如果实际情况心率变化，则肺阻抗信号每个不同周期采样点就不正好为64点。为解决这个问题，我们采用了算法较为简单的线性插值公式将不同周期所采的点数都变为64点，这样采样周期跟踪心率变化。使心率不齐的人肺阻抗信号能进行同相位迭加平均以滤除呼吸干扰。

下面介绍线性插值公式，假设采样时间常数为A，见图5，在肺阻抗波形某一周内实际采0-60点，如需插值为0-64点，首先需求出0-64点各点横座标的数值。

Mn＝ (A×60×n)/64 ……（2）

n＝1，2……64

式中Nn表示各插值点横座标的数值

n代表第几个插值点

为节省运算时间，将算出各插值点的横座标制表存入微处理机的EPROM中。然后根据线性插值公式求出插值点的纵座标数值，见图6

已知函数y＝f（x）在点X₀，X₁上的值为y₀，y₁要求一个函数y＝p₁（x）使

p₁（x₀）＝y₀，p₁（x₁）＝y₁

P_{1} (X) = y_{o} + \frac{y_{1} {- y}_{o}}{x_{1} {- x}_{o}} {( x - x}_{o})…………(3)

根据插值公式（3）编程在本仪器的A微处理机中完成插值任务，然后送往B微处理机进行同相位迭加平均以滤除呼吸干扰。

整机工作原理：

将阻抗血流信号检出电路的电流电极加到人体的前胸和后背给身体胸部加50KHz的高频电流，为使被测量处电场均匀，需在近端加电压电极测定心搏过程中由于血液容积变化而引起肺阻抗的变化，但在自由呼吸状态下，由于受呼吸的影响而使肺阻抗波形产生严重失真。肺阻抗信号一般为十几毫伏，为了滤除高频干扰需加有源低通滤波器。通过运算放大器将肺阻抗信号放大，电平移位使△Z信号幅度为0-5V，加到接口电路A/D变换0809的0通道进行采样。这部分功能由框图1，2，完成。

由1导联取出心电信号，经三运放放大电路放大100倍送至50Hz带阻滤波器滤除交流50Hz干扰，由于人体加50KHz高频电流因而心电信号受到50KHz的干扰由50KHz有源低通滤器滤波，经放大电平移位使心电信号变到0-5V的信号再加到A/D变换的1通道进行采样，即框图3部分，另一路心电信号经放大，50Hz滤波，50KHz滤波，限幅去掉各种干扰信号，再经放大加到单稳态电路去掉QRS波中的T波，经微分成尖脉冲加到A微处理机0通道，作为同相位迭加平均的同步信号，用以确定肺阻抗信号的周期。这部份即为框图4，即R波提取电路。

而后A/D变换将肺阻抗信号及心电信号进行采样送至A微处理机，A机对上一周期肺阻抗信号及心电信号进行插值，在当前周期结束时，将上一周期插值结果送往公共内存，以后A机重复上述过程。

B机在适当时间将A机插值结果取进，进行迭加平均，再由A机送来的周期时间数控制输出时间周期，将肺阻抗信号经滤除呼吸干扰后加到D/A变换上将数字量变为模拟量输出。

另一路将心电信号经D/A转换，将数字量变为模拟量也肺阻抗血流图同步输出。

滤除肺阻抗血流图呼吸干扰使被检查者能在自由呼吸状态下进行测试，解决了小儿，老人，危重病人等不易配合的患者测试问题;扩大了肺阻抗血流图仪的使用范围。

这项技术还可用于滤除肝血流图，心阻抗血流图的呼吸干扰。也适用于滤除dt (dz)/(dt)

呼吸干扰，可用于运动员，宇航员身体素质的检测。

所达到的指标：

1、肺阻抗信号经过滤波后能与心电信号同步描记。

2、肺阻抗信号与心电信号不小于4mV，机器能正常工作。

3、心率变化超过0.12s超出正常人心率变化范围亦能完成滤波作用。

4、图10，图11，图12分别指出自由呼吸，停呼吸，经滤波后的△Z波形。

图1为为自由呼吸状态下肺阻抗血流图;

图2为停止呼吸状态下肺阻抗血流图;

图3为风湿性心脏病患者心电图;

图4为同步心电图与肺阻抗血流图;

图5为停呼吸肺阻抗图;

图6为线性插值公式示意图

图7为整机硬件结构图;

图8为肺阻抗信号滤波、放大、电平移位电路框图;

图9为心电信号放大及电平移位电路、R波提取电路框图;

图10为自由呼吸状态下△Z波形;

图11为停呼吸状态下肺阻抗△Z波形;

图12为经过滤波后自由呼吸状态下肺阻抗波形;

图13为A机程序框图;

图14为B机程序框图。

实施例：

图7为本实施例中的总体方框图，图中

1、阻抗血流信号检出电路

2、肺阻抗信号滤波、放大、电平移位电路

3、心电信号放大及电平移位电路

4、心电信号检出及R波提取电路

5、A微处理机

6、公共内存储器

7、B微处理机

图8中（1）为阻抗血流信号检出电路，其中11为恒流源电路，频率选用50KHz，电流小于或等于2mA。12，15为恒流源电流电极，将恒流源产生的高频电流加到人体被检部位，并由电压电极13、14，检测出一个反映该部位阻抗变化的电压信号，再将此信号加到16阻抗信号放大电路。将已调高频信号加以放大，把此信号送入17检波器输入端，检出反映△Z阻抗信号的变化电压，再经18低频放大器加以放大，记录下来即为表示受检部位容积变化的△Z曲线。以上为现有技术，但要求被检查者屏气测试，所得肺阻抗血流图如图2所示，否则由于受呼吸干扰使阻抗血流图产生严重失真，如图1所示。

（2）为阻抗信号滤波、放大、电平移位电路，21为低通滤波器，截止频率选为30Hz左右，可以滤除50Hz工频及其他高频干扰，22为低频放大器，23为电平移位电路，将阻抗信号放大到数字处理电路中模数转换电路A/D所需数值，此信号送入A/D变换器的0通道进行采样。

图9中41，42为心电信号电极，加到人体上取一导联或二导联心电信号，加到43高输入阻抗生理信号放大器输入端，经放大后送入44，50Hz带阻滤波器，滤除50Hz工频干扰。45为低通滤波器，截止频率选100Hz左右。滤除恒流源50KHz高频信号对心电信号产生的干扰及其他高频干扰。45输出信号分两路，一路加到（3）中的31放大器输入端，经放大后送到32电平移位电路，使心电信号满足A/D变换器所需数值;此信号送入A/D变换器1通道进行采样。

由45输出的信号另一路送入46放大器，将心电信号加以放大，再送入47限幅器，去掉干扰信号，取出心电信号QRS波中的R波，此信号送入48微分电路，微分后再送入49单稳态电路，去掉心电图中的T波。框图4为心电信号R波提取电路，再将R波送至A微处理机（5）的CTC0通道计数，用以确定阻抗信号的周期。

数字信号处理部分由图7中A/D转换电路，A微处理机（5），公共内存储器（6），B微处理机（7），以及两路D/A转换电路，组成。

A/D转换电路完成对阻抗信号△Z及心电信号两路并行信号进行同步A/D转换，采样周期为0.75秒/64，两路数字信号送入A微处理机，并输入R波信号，用来确定阻抗信号的周期。由于正常人存在窦性心律不齐，而心脏病患者心律不齐现象更为严重，因此用固定周期采样每个周期采样点数不可能正好64点或128点，本仪器用线插值公式，将不同周期所采点数均变为64点或128点，并算出各插值点的阻抗值。半插值处理后的阻抗信号与心电信号送往公共内存储器（6），以后A机重复上述过程。

B微处理机（7），完成对阻抗信号的迭加平均处理。在适当的时间将公共内存储器（6）中的插值结果取进，进行迭加平均，再由A机送来的原肺阻抗信号采样点数计算出肺阻抗信号的输出周期，以使插值后的信号与原来被采样的信号周期相同，经处理后的肺阻抗信号△Z及心电信号经D/A转换电路，将滤除呼吸干扰的肺阻抗信号及心电信号由数字量转换为模拟量，再经平滑滤波器平滑后送入描记仪或生理记录仪同步描出肺阻抗信号△Z及心电信号。

参看图13对A微处理机程序框图说明如下：

9.0为主程序开始;9.1，CTC（计数器，定时器电路）0通道初始化为计数方式（计数为1）;9.2CTC1通道初始化为定时方式，并送时间常数;9.3设置初始量;9.4设置中断方式;9.5允许中断;9.6程序在此处判断肺阻抗信号采样是否已经为整周期，如果是在标志单元有标志则转向9.8对上一周期的肺抗信号和心电信号采样数据进行固定点插值64点;9.9对于已是整周期标志单元清除后转向9.8;如果9.6判断已是整周期的标志单元标志则转向9.7;9.7是使程序在此进入暂停，等待;

9、10为中断服务程序开始，该中断服务程序用以检测R波，即用R触发该中断，进入该中断服务程序;9.11首先将公共内存的总线控制接管将上一信号周期的插值结果送入公共内存，再将上一周期的原采样点数和有新数据标志送入公共内存的固定单元。后将公共内存的总线控制数交给B微处理机;9.12将上一信号周期的采样结果保存，并在已是整周期的标志单元送入标志;9.13改变定时器中断服务程序中的各参数;9.14返回主程序。

9.15定时器中断服务程序，用以控制A/D对肺阻抗和心电信号的采样间隔并完成采样;9.16保护中断前现场;9.17对肺阻抗信号采样并保存;9.18对心电信号采样并保存;9.19采样点记数加1;9.20恢复中断现场;9.21返回主程序。

参看图14对B微处理机程序框图说明如下：

10.0B微处理机主程序开始;10.1用以设置所需参数及初始量;10.2判断公共内存中的有新一周期数据标志单元是否有标志，如果没有继续判断，如果有则转入10.3，10.3将公共内存中的新一周期插值结果输入B微处理机的内存中保存并用此阻抗信号数据添充N个存放阻抗信号数据区，再将原采样点数读入，并清除公共内存中的有新数据标志单元;10.4将新一周期的阻抗信号迭加N次;10.5通过原采样点数计算输出点间周期;10.6设置定时器方式送入点间隔时间，10.7设置中断方式;10.8允许中断;10.9判断公共内存中的有新一周期数据是否有标志;如果没有则转入10.13暂停等待中断后再执行10.9，如果有标志则转入10.10;10.10判断是否需要可以从公共内存中取下一批新数据，如果不可以转入10.13暂停等待中断后再执行10.9，如果可以则转入10.10;10.11从公共内存的信号数据区存放区取出插值后的肺阻抗信号和心电信号数据，保存在B微处理机的内存中，再取出原采样点数并计算出对应的输出点间隔时间并保存后将公共内存中的有新数据标志清除;10.12清除10.9判断标志;10.13暂停等待中断;

10.14定时器中断服务程序用以控制输出数据的点隔时间;10.5取出一点新的阻抗数据与积累的前N-1次的和相同相位的点阻抗值相加后除以 N然后送D/A转换输出，并将阻抗信号存放地址前移准备下一次中断输出;10.16心电信号与阻抗信号同相位点送D/A转换输出;存放地址前移准备下一次中断;判断这次信号周期是否结束，如果否则转10.20，如果结束转10.18;10.18重新装入迭加的新数据地址初值时间常数;10.19定时器装入下一信号周期所对应的点间隔时间常数。10.20返回中断。

Claims

1、一种检测和处理阻抗血流图的方法，该方法按如下步骤进行，通过向被测试者身体的预定部位施加一个微弱的高频恒流电流，同时向受试者的同一部位施加一个电压电极来检测其生物电阻抗变化，获得阻抗信号，同步检测受试者的心电信号，对上述两种信号进行放大和滤波，经放大和滤波的阻抗信号进行A/D变换，对心电信号进行R波提取，本发明方法的特征在于，经放大滤波的阻抗信号和心电信号同步进行采样和A/D变换，以提取的R波为基准对采样和A/D变换后的阻抗信号进行周期划分，使划分后的阻抗信号周期与心动周期相同，然后对每一周期内阻抗信号、心电信号采样值进行插值处理，使每一个周期都平均划分出一个预定数目的插值点，每个插值点均对应于该周期内阻抗变化的一个特定相位，将某一周期各插值点的阻抗值与相邻周期各插值点的阻抗值按同相位进行迭加平均，以获得各相位的迭加平均阻抗值，迭加次数为8次，然后将阻抗信号和心电信号分别进行D/A变换成模拟量输出。

2、按权利要求1所述方法所设计的装置，包括恒流源，检测阻抗信号用电流电极，电压电极，心电信号电极，阻抗信号检出电路（1）、（2），心电信号检出电路和R波提取电路（3）、（4），A/D变换器，A微处理机（5），公共内存（6）和B微处理机（7），以及D/A变换器，其中恒流源与电流电极相连，阻抗信号电压电极与阻抗信号检出电路（1）相连，再接到阻抗信号予处理电路（2），（2）的输出端输出经放大和滤波处理的模拟量阻抗信出电路（4）连接，本发明装置的特征在于设有A微处理机（5）用做对阻抗信号线性插值处理，设有公共内存（6）和公共内存总线来存取A微处理机（5）的处理结果，然后送往B微处理机（7）进行同相位迭加平均，心电信号检出后在心电电路（4）中分为两路，一路经R波提取电路，其输出连接A微处理机（5）的CTC0通道，以此作为对阻抗信号进行周期划分的参考值，另一路经过放大电路送入A/D通道，以进行心电信号和阻抗信号的同步采样与A/D变换，A/D的输出端与A微处理（5）相连，A微处理机（5）和B微处理机（7）均与公共内存及公共内存总线相连接，B微处理（7）的输出与两个D/A分别连接;通过D/A输出经过处理后的模拟量阻抗信号和心电信号。