阻抗信号测量与分析.ppt

. 图15-7中的虚线表示血流波形上升缓慢的情况。其中快速上升时间为t2, 缓慢上升时间为t1。下降时间为t3。心动周期为T。 此外，如果把被测电阻Rx改为热敏、湿敏、压敏、气敏或容变电阻，还可构成温度、湿度、压强、气味的测量设备。 二、伏安（四电极）法测定阻抗信号原理 临床使用比较多的是测定阻抗信号的伏安法，亦称为直接法或四极法。使用参数较多的是导出信号：一阶微分阻抗信号参数。四极法中的ΔZ信号相当于前面电桥法测得的信号。 (一) 伏安法阻抗测量基本原理－全电路欧姆定律 如图15-8，根据欧姆定律，A、B间的电位差为： UAB=Ie×Rx (15-18) 若能保持电路中的电流Ie恒定，则Rx 与UAB成线性关系，测量出AB两点之间的电位差变化即可得到待测阻抗或电阻的变化。由图可以看出，回路电流Ie为： (15-19) 因此，欲使Ie=const，理论上要求r →∞，即要求高内阻的电源。可见，伏安法要求使用恒流源。 图15-8 伏安法基本原理 (二) 生物组织的容积阻抗 阻抗包括电阻和电抗，电抗又可分为容抗和感抗，对于生物体包括人，感抗是可以忽略。因此可以认为；生物体内的阻抗由电阻和容抗两部分构成的。当通电频率足够高时，容抗很小，可以忽略不计，对于人体Z≈R，即可以把体内的阻抗看成只是由纯电阻构成的。根据这一原理，把机体作为电阻，当适当频率和强度（50～100kHz，0.5～4mA）的恒定电流通过被测组织，拾取这段组织的电阻变化信号，即可代表该组织的阻抗变化。阻抗值大小与电流特点有关，也与组织特性有关。因此，血管内血流量、心脏活动和呼吸改变均可引起阻抗的改变。 (三) 心输出量计算·Kubicek公式 假设由心脏射出的血液全部用于胸廓血管段的横向扩张，且设血液电阻率ρ保持不变，则利用Nyboer公式可以用阻抗法无创测量心输出量。但实际应用时，计算出的心搏量明显小于实际值。究其原因，是没有考虑在心脏射血，血管充盈扩张的同时，一部分血液已流出被测血管段这一事实。为了弥补这一缺陷，现代阻抗法之父William Kubicek医生经过实验，并依据正常人体参数(包括ρ和Z。)和参照健康人群的心博量测量结果，提出用取代式15.31中的dZ，得到Kubicek心搏量计算公式。即： （15-32） 式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有 （15-32） 式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有 （L/beat）15-33） 假定心率为HR，则心输出量CO(cardiac output)为： （15-34） 胸腔阻抗值的变化，主要是由平行于检测电流流动方向的胸腔大血管（主动脉和上、下腔静脉）中的血流所产生。从解剖学来看，升、降主动脉纵贯胸腔中，走向又与脊柱方向即检测电流方向一致，主动脉中血流变化大、主动脉的阻抗变化就大，对胸腔阻抗变化的影响也大。左心室开始收缩后，室内压急剧增加，上升到主动脉压（即舒张压）时，主动脉瓣开放，左心室血液迅速流入主动脉，使主动脉中血液的流量和流速产生大的脉动变化。 由于血液是导体，当流量增加时，主动脉容积增大、阻抗减小；当流速增加时，使红血球排列方向平行于主动脉，血液导电性就好，所以胸腔的阻抗也相应的产生大的脉动变化。主动脉中的血液脉动变化是胸腔阻抗变化的主要来源(98%)。 有研究者认为，在目前临床应用现状的条件下，使用Kubicek公式计算心搏出量时，应特别注意以下三个问题。 1．基础阻抗值Z0的影响 2.血液电阻率ρ不变 3. 四、伏安（四极）法阻抗信号测量系统 伏安（四极）法阻抗测量系统框图如图15-10。图中Zsk1、Zsk4为激励电极与皮肤的接触阻抗，Zsk2、Zsk3为测量电极与皮肤的接触阻抗，Zb1、Zb2为测量电极与激励电极间（见图15-11）的组织的阻抗。前置放大器(PA)测量的是由缓慢变化的阻抗信号调制了的高频（20～100kHz，依具体设计而定）信号。经解调和低通滤波处理后，得到基础阻抗Z0，其值一般在25～35Ω之间。其中随血流的波动的部分经OA2放大后输出阻抗的变化部分ΔZ。阻抗的变化部分经OA1、C1、R1组成的有源微分电路微分后，输出阻抗微分信号dZ/dt。将Z0、ΔZ及dZ/dt数字化后，可输出数字信息。在实际应用