吳碧濤，李詠臻，黃海萍，石蓉，鄧振進（通信作者）

1 湖南省藥品檢驗檢測研究院 （湖南 長沙 410001）；2 上海理工大學健康科學與工程學院 （上海 200093）

心輸出量是一項重要的心功能測量指標，可反映心肌的泵血能力，指導醫(yī)學診斷與治療，尤其對危重患者和慢性心臟病患者的心功能監(jiān)測具有非常重要的意義[1]。傳統(tǒng)的Fickle 法或熱稀釋法為心輸出量測量的金標準，但其需要侵入性手段測量心輸出量，存在風險和不適。隨著醫(yī)療技術的不斷進步，無創(chuàng)心輸出量測量成為可能[2-3]。目前，國外已有商用的無創(chuàng)心輸出量測量機型，如德國的ICON 系統(tǒng)和以色列的NICas 系統(tǒng)，但售價均較高（單臺20 萬～40 萬元）。國內無創(chuàng)心輸出量測量系統(tǒng)的研制還處于探索階段。根據已有的無創(chuàng)心輸出量測量系統(tǒng)的原理結構分析，胸阻抗采集電路是該系統(tǒng)的關鍵組成部分，具有將心輸出量相關生物電信號轉化為可測量電壓信號的功能。本研究旨在以胸阻抗技術及Nyboer 的胸腔圓柱模型為理論基礎，設計用于無創(chuàng)心輸出量測量的胸阻抗采集電路，通過合理設計和優(yōu)化電路參數，可以為精確和穩(wěn)定地測量心輸出量奠定基礎，為今后的臨床治療提供準確的診斷依據和指導。

1 胸阻抗法測量心輸出量的原理

生物電阻抗法是一種通過對不同生物組織和器官進行電學分析，以獲取人體病理和生理信息的方法，已被應用于腦水腫監(jiān)測、顱內壓測量、人體成分分析及心輸出量測量等多個領域[4-5]。其中，心輸出量測量采用的是胸阻抗法。胸阻抗法的基本原理是利用每個心動周期內胸腔阻抗的變化測量心輸出量，即隨著心臟的收縮和舒張，其血流速度、血液容量和體積會發(fā)生周期性變化，進而在胸腔表面出現(xiàn)周期性的阻抗變化，根據此變化值即可求出主動脈的體積變化（即每搏輸出量），乘以心率即可得到心輸出量[6]。每搏輸出量的計算原理基于Nyboer 的胸腔圓柱模型（圖1）和胸腔阻抗的等效平行電路（圖2），再根據以下公式[7]得到心臟射血時主動脈的體積變化（即每搏輸出量）為：

圖2 胸腔平行阻抗模型

式中，?V為心臟射血時主動脈的體積變化，為血液的電阻率，L為電壓電極E1和E2之間的距離，Z0為胸腔基礎阻抗，?Z為胸腔表面的阻抗變化。

2 胸阻抗采集電路主要模塊設計

心電信號是人體表面的一種電信號，頻率為0.05～100.00 Hz，電壓振幅0～5 mV，心電信號接收器的電阻值從幾千歐至幾百千歐，信噪比較大。因此，合理的心電采集系統(tǒng)是獲取心電信號的重要環(huán)節(jié)。心電信號的測量條件復雜且多變，除受肌電、呼吸、腦波等的人體干擾信號影響外，還受到工頻干涉、基線漂移、與高壓電極接觸及其他電氣裝置的影響[8]。

基于胸阻抗法的典型商用無創(chuàng)心輸出量測量系統(tǒng)（德國的ICON 系統(tǒng)和以色列的NICas 系統(tǒng)）主要由胸阻抗采集電路、心電檢測電路、信息收集與數據處理四大模塊構成[9]。由正弦恒定電流激勵信號產生系統(tǒng)要求的恒電流信號，然后將該信號通過附著在受試者體內的激發(fā)電極注入受試者身上，再通過胸阻抗采集電路和心電檢測電路測量電極上的電信號，所產生的阻抗和心電信號由計算機收集、處理，從而實現(xiàn)無創(chuàng)心輸出量測量。

無創(chuàng)心輸出量測量系統(tǒng)的胸阻抗采集電路（見圖3）用于測量心臟血液流出前后的阻抗變化。由于通過人體的檢測信號十分微弱，因此需經過放大電路對信號進行放大，整流電路對其進行整流，從而獲得胸阻抗信號。高頻胸阻抗信號經低通濾波器濾除后，得到一個直流分量，即基礎阻抗Z0；之后，用高通濾波器對直流分量進行分離，然后經過濾波，獲得一個交流分量，即阻抗的變化值?Z。利用A/D 模塊將探測到的信號轉換成數字信號，由單片機微型計算器（microcontroller unit，MCU）進行運算，并將此結果輸出至PC 端。

圖3 胸阻抗檢測電路框圖

本研究主要設計用于胸阻抗采集電路的部分信號采集電路，即恒流源電路、電壓信號測量電路及50 Hz 陷波電路。對使用Cadence 軟件設計的恒流源電路、電壓信號測量電路及50 Hz 陷波電路的電路波形簡要介紹如下。

2.1 恒流源電路的設計與仿真

為檢測人體胸部電阻抗，需采用伏安法為人體施加高頻微小恒定電流作為激勵信號。本研究選擇50 kHz 正弦恒流信號（通過將單片機生成的方波轉化成同頻率正弦波，或采用直接數字頻率合成技術得到50 kHz 正弦恒流信號）作為激勵信號，然后采用電壓控制電流源（voltage-controlled current source，VCCS）電路將其轉變?yōu)楹懔髟葱盘?。恒流源電路是正弦恒流信號生成電路中的一個重要部分，其工作原理是保證輸出的電流值恒定不變。理想的恒流源具有以下特性：（1）不因負載（輸出電壓）變化而改變；（2）不因環(huán)境溫度變化而改變；（3）內阻無限大。

恒流源電路是為其他集成電路平穩(wěn)工作創(chuàng)造恒定電流的基礎。作為輸出級的控制元器件需要同時具備使輸出電流飽和的功能。本研究設計的恒流源電路如圖4 所示，當滿足平衡條件R2/R1=R4/R3時，負載電流I0仍維持I0=（R5+R4）V1/（R3×R5）關系，此時輸出阻抗R0=∞。

圖4 恒流源電路

對恒流源電路的仿真結果如圖5 所示，波形1是50 kHz 正弦波的輸入，而波形2 是經過負載電阻器R6的正弦電流信號。如圖4 所示，僅調整R5的大小即可改變輸出電流I0，并且在該工作期間不會使電路的平衡狀態(tài)發(fā)生改變；此外，VCCS的輸出電壓VL的電壓柔量（輸出電壓的搖擺范圍）更寬[10]。

圖5 恒流源電路的仿真結果

2.2 電壓信號測量電路設計與仿真

與大部分生理信號相比，電流激勵加在人體上所產生的響應信號具有更高的強度和更快的頻率，因此對電壓信號測量的高頻性能提出了較高的要求。電壓信號測量電路的設計是為了獲得心動周期內的胸阻抗變化信號。該電路由測量電極與儀表運放電路構成。測量電極包括1 對激勵電流驅動電極和1 對響應電壓檢測電極。儀表運放電路主要由差分運算放大器構成。本研究設計的儀表運放電路如圖6 所示，其理論放大倍數為：

圖6 儀表運放電路

前端電極采集的心電信號具有輸入阻抗高、共模輸入高、差模輸入低等特點，前級放大電路的復用程度很高，其性能直接影響整個系統(tǒng)的運行。針對前端心電信號的特性，要求其輸入阻抗高，共模抑制比高，差模放大倍率足夠大[11]。本研究采用價格低廉、臨床應用廣泛的LM324 芯片，其差模增益的標準值為25 000 倍，共模抑制比的標準值為85 dB（18 000 倍），可達到共模抑制比高、差模放大倍率足夠大的要求。圖6 僅為前級放大電路，可通過改變R3、R4、R5的電阻值改變其放大倍數，此為第一級差模放大倍數。該前級放大電路后端還可接AD620 芯片，最終使放大倍數達到10 000，可滿足絕大多數生理信號采集的要求。因此，圖6 的儀表運放電路能夠滿足前端的設計需求。

儀表運放電路的仿真結果如圖7 所示，波形1 表示輸出端信號，波形2 表示輸入端信號，波形1 的峰值與波形2 峰值之比即為實際放大倍數。

圖7 儀表運放電路的仿真結果

2.3 50 Hz 陷波電路設計與仿真

儀表運放電路無法過濾工頻干擾信號，因此需要在后端使用特定的濾波電路濾除干擾信號。我國的市政供電電網電力信號為50 Hz 交流正弦信號，此頻率是阻抗血流圖信號頻段內的一個重要干擾。本研究采用50 Hz 陷波電路（一種帶有正反饋的雙T 型有源帶阻濾波器）濾除工頻干擾，其電路圖見圖8。

圖8 雙T 陷波電路

陷波器又被稱為帶阻濾波器，能夠高效消除輸入信息中的某個頻率信息，同時不影響其他頻段的信號。圖8 中的典型雙T 陷波電路由RC 低通濾波器和RC 高通濾波器并聯(lián)而成，其中心頻率即為陷波頻率。圖8 中陷波電路的陷波頻率為：

仿真結果見圖9。由圖9 可知，該陷波電路對于頻率約為50 Hz 的信號有較大的衰減作用。

圖9 50 Hz 陷波電路的仿真結果

3 小結

本研究對無創(chuàng)心輸出量測量的阻抗信號調理電路做了深入細致的研究，采用電極法完成對胸阻抗信號的測量；完成了胸阻抗采集電路中恒流源電路、電壓信號測量電路及50 Hz 陷波電路的設計與調試，并仿真驗證了所設計電路的預期功能。目前，該系統(tǒng)的開發(fā)尚處于初級階段，僅可滿足基礎測量條件，后續(xù)還需要不斷改進。準確測量心輸出量，不僅對心血管病的診斷具有重要意義，而且對某些特定人群的心功能狀況也有一定的評價作用。而無創(chuàng)測量心輸出量，既不會對患者的身體造成傷害，又能持續(xù)進行監(jiān)測，若能降低測量誤差，提高可重復性，在未來將會有很大的發(fā)展空間。