動態心電心阻抗監測系統的研究

胡欣宇++王宇星

摘 要：心血管方面的慢性疾病已成為威脅人類健康的主要疾病，心臟病是造成人類死亡的三大疾病（心臟病、腦血管病和癌癥）之一。由于心臟病的發病有很大的偶然性和突發性，開展心臟功能的動態監測非常必要。現有的Holter心電圖機只能監測心臟的電學性能，無法對心臟的泵血能力進行動態監測。血流動力學參數是衡量心臟收縮性能和泵血能力的重要指標。為了克服現有系統的不足，文中設計了一種可以動態監測用戶心電、心阻抗的傳感器系統，本系統能夠準確反映用戶心臟的電學傳導性能和機械泵血性能。

關鍵詞：心電；心阻抗；血流動力學參數；動態監測

中圖分類號：TN710；TP393 文獻標識碼：A 文章編號：2095-1302（2016）12-00-04

0 引 言

由于人們生活方式和膳食結構的改變，因心臟與循環系統不健康而導致的心血管疾病已逐步成為威脅人類健康的多發病癥，而且發病率、致殘率和死亡率逐年提高，已超越其他疾病高居首位，成為危害人類健康的第一殺手。目前我國城市人口中每5個成年人中就有1個人患有不同程度的心血管方面的疾病。中國每年有100萬人死于該類疾病，有更多的人因此致殘[1]。由于常規的Holter心電圖機只能反映心臟的電學性能，無法反映心臟的機械性能，因此不能對心臟功能做出綜合全面的評價，所以心電與血流動力學參數的同時監測變得尤為重要。

血流動力學是研究和衡量循環系統中血液流動循環效率、心臟收縮性能和泵血功能的重要指標，其中心排量和脈搏量是兩個最重要的參數。心排量是每分鐘心臟泵出血液的總量，是評價心臟收縮功能的重要指標，其變化能夠提供機體功能或基礎代謝率需求發生重大變化時的早期報警；脈搏量是評價左心室泵血功能的重要指標，其變化是血流量和心肌收縮發生變化的早期信號。它們的監測對于掌握病情、早期發現心血管功能異常，尤其對指導臨床針對性用藥、搶救血流動力學不穩定的患者以及監測用藥療效十分顯著。

心阻抗法（Impedance Cardiography， ICG）又稱胸阻抗法，是生物阻抗技術在血流動力學參數監測領域的一個應用。隨著心臟的收縮和舒張活動，主動脈內的容積隨血流量變化，故其阻抗也隨血流量變化。心臟射血時，左心室內的血液迅速流入主動脈，主動脈血容量增加，體積增大，阻抗減小；當心臟舒張時，主動脈彈性回縮血容量減少，體積減小，阻抗增大。由人體的電生理特性可知，血液的電導率要比胸腔中的其他組織高很多，電流在胸部傳導時會尋找阻力最小的路徑，而胸部的血液主要集中在主動脈處[2]，因此胸部阻抗的變化主要來源于主動脈血流的阻抗變化。對這種變化的阻抗信號進行一定的分析處理就可以得到包括心排量在內的血流動力學參數，同時由于其具有簡單、無創、安全、易操作、成本低等特點，已被廣泛應用于臨床，而且該方法便于和心電集成，因此決定采用心阻抗法來進行血流動力學參數的動態監測。

1 心阻抗信號的檢測原理

1.1 激勵方式

生物阻抗測量的激勵方式分為采用幅值恒定的交流電流激勵來測量邊界點的電位差和采用幅值恒定的交流電壓激勵，測量流過被測對象的電流兩種。

相對而言，在采用電壓激勵、電流檢測的方式時，由于無法預測被測對象的阻抗可能出現的情況，流入被測對象中的電流大小不容易控制，當生物體的阻抗較小時，通過生物體的激勵電流就有可能超出生物體所能承受的安全電流范圍，影響生物組織的活性，從而危及人身安全，因此需要對注入人體的電流大小加以控制。而采用電流激勵、電壓檢測的方式時，電流源激勵模式受未知接觸阻抗的影響小，且加到各電極的電流幅值恒定、可控，從而可以保護被測對象的人身安全。而且從檢測技術角度看，電壓檢測比電流檢測對檢測模塊的要求低，更容易實現，因此本文采用電流激勵、電壓檢測的方式來進行心阻抗信號的采集。

1.2 電極配置

常用的生物阻抗測量方法可以分為四電極法和兩電極法，如圖1（a）和圖1（b）所示。四電極法需要4個電極，一對激勵電極用于引入恒定的激勵電流，一對檢測電極用于測量被測對象感應出的電壓；而兩電極法需要2個電極，這兩個電極同時作為激勵電極和檢測電極使用。

在進行生物阻抗測量時，電極和皮膚之間存在接觸阻抗，若使用兩電極法測量生物阻抗，由于激勵和檢測電極為同一對電極，激勵電流同時流過接觸阻抗和被測對象，接觸阻抗將疊加在被測對象的生物阻抗上。由于電極和皮膚的接觸阻抗不是一個固定值，會隨接觸面積而改變，從而使測量結果受到較大的影響。

采用四電極法測量生物阻抗時，因檢測電極和激勵電極分離，且檢測電極位于激勵電極之間，激勵電流不流經檢測電極與皮膚間的接觸阻抗，激勵電流使被測對象感應的電壓信號無衰減的通過檢測電極與皮膚之間的接觸阻抗[3]。故使用四電極法測量生物阻抗時，電極和皮膚的接觸阻抗對測量結果的影響很小，因此本文采用四電極法進行心阻抗信號的測量。

1.3 電極位置分布

本文采用的心阻抗電極位置分布如圖2所示，其背后的4號和5號是激勵電極，胸前的6號和7號是檢測電極。6號電極位于鎖骨之間的胸骨頸靜脈切跡，7號電極位于劍突處，在豎直方向上激勵電極距離同側的檢測電極至少3 cm。這樣的電極位置分布主要有2個優點：

（1）電極被放置在身體的中線處，身體運動時該部位最不容易引起電極移位，可最大程度減小運動偽跡的影響；

（2）在獲得最強心阻抗信號的前提下，兩個檢測電極之間的距離應盡可能短，使噪聲最小化，有利于提高信噪比。

由于大部分心阻抗信號來源于胸腔的上三分之一部分，所以本文將檢測電極全部置于胸骨上方，一個位于第四肋骨，一個位于頸部。

由于系統用于動態監測，為避免影響到用戶的日常活動，心電監測將不使用多導聯。標準肢體導聯能夠比較廣泛的反映出心臟的常見疾病，比如心律失常、后壁心肌梗塞等，尤其是在II導聯中的波形改變最為明顯，所以采用標準II導聯進行單導聯心電監測。其中1號、2號和3號電極用來監測心電信號，2號電極是右腿驅動。1號電極稍微低于右鎖骨，位于胸骨的右側；2號電極位于身體右側較低的兩根肋骨之間；3號電極位于左側胸部下方。

1.4 激勵電流的頻率及幅度

生物組織中含有大量不同形狀的細胞，這些細胞由細胞膜、細胞外液和細胞內液組成。從電特性上看，細胞外液和細胞內液可視為電解質，可以將細胞膜等效為電容。因此，當直流或低頻電流施加于生物組織時，電流將以任意一種可能的方式繞過細胞，主要流經細胞外液；隨著電流頻率的提高，細胞膜電容的容抗減小，一部分電流將穿過細胞膜流經細胞內液，如圖3所示。所以生物組織的低頻電阻抗較大而高頻電阻抗較小，電阻抗值由大到小的過渡反映了生物組織細胞膜的電容性質[4]。

生物阻抗或介電特性參數在某個頻率范圍內有顯著的變化，生物組織內存在三個不同的頻率散射，分別為、和頻散，如圖4所示。生物組織的相對介電常數r隨頻率變化有三個明顯的散射區域。

（1）頻段主要發生在音頻頻段（10 Hz10 kHz），是因包圍組織內細胞離子層發生變化引起的，主要表現為細胞膜電容發生變化；

（2）頻段主要發生在射頻頻段（10 kHz10 MHz），主要由膜電容的容性短路和生物高分子的旋轉松弛所引起。在此頻段內，細胞膜電容基本恒定，因而隨著頻率的增加，膜電容的容抗減小，表現為電導率隨頻率升高而增大，相對介電常數則隨頻率升高而減小；

（3）頻段主要發生在微波頻段（10 MHz以上），是由蛋白質和蛋白質結合產生的水在電場作用下引起分子的偶極轉動導致的[5]。

在進行人體阻抗測量時，考慮到人體組織的特征頻率在10100 kHz 之間，所以人體阻抗的測量所采用的激勵電流頻率大都在頻段內。如果頻率太低，容易產生刺激和激化作用；如果頻率太高，又容易使體內產生較多的熱量而造成機體灼傷。當頻率在50 kHz 以下時，皮膚和電極之間的接觸阻抗增加，與電極相關的偽跡信號就會增加，影響測量的準確性[6]。綜合以上因素，本文選取頻率在50100 kHz之間的激勵電流。

對人體而言，安全電壓在正常、干燥的環境中為36 V，潮濕環境下為12 V。而能引起人體知覺的直流電流最小為5 mA，交流電流最小為1 mA[7]。測量生物阻抗時一般采取0.11 mA 的交流電流作為激勵源，本文采用的激勵電流為0.1 mA，遠小于1 mA，極大地保證了人身安全。

2 動態心電心阻抗監測電路

基于前文對心阻抗檢測原理的分析，本文采用激勵電極和檢測電極分開的四電極法，電極選用Ag/AgCl材料，通過激勵電極在人體胸腔的兩端加上一個交變的恒流源，激勵電流采用頻率為64 kHz，幅度為0.1 mA的方波信號，然后由位于激勵電極中間的檢測電極來檢測主動脈血流感應出的電壓信號，該電壓信號經開關解調器、高通濾波、交流放大和低通濾波后即可提取出主動脈血流的阻抗變化信號，對該信號進行微分并取負，就可以獲得心阻抗信號。

動態心電心阻抗監測系統的電路主要分為信號采集模塊、無線通信模塊和電源管理模塊。

（1）信號采集模塊完成心電和心阻抗信號的采集任務；

（2）無線通信模塊作為電路的微控制器，通過藍牙V4.0低功耗協議實現與PC機或者任何支持藍牙協議的移動設備間的數據通信；

（3）電源管理模塊主要完成鋰離子電池的充電和電壓轉換功能。

2.1 信號采集

由于心電和心阻抗信號的微弱特性，分立元器件設計的信號采集電路極易引入空間的電磁干擾，降低信噪比。而集成前端芯片具有功能模塊化、低功耗、抗干擾、便攜等優點，為生理信號采集提供了新的思路。本文采用TI公司的ADS1292R芯片來完成心電和心阻抗信號的采集。ADS1292R是2通道、同步采樣、24位、三角積分的低功耗模數轉換器（ADC），此轉換器具有內置的低噪聲可編程增益放大器、內部參考電壓、串行SPI接口、一個內部振蕩器和靈活的斷電、待機模式。與以往由分立器件組成的電路相比，ADS1292R可在大大減少尺寸、功耗和總體成本的前提下實現可升級醫療儀器系統的創建。此外，可選擇輸入通道的任一配置生成右腿驅動（RLD） 輸出信號。ADS1292R的采樣率范圍為125 SPS至8 kSPS，其共模抑制比（CMRR）高達-105 dB。ADS1292R還包括一個完全集成的阻抗測量功能，內部有激勵電流源和解調模塊，可以用來完成心阻抗信號的測量[8]。ADS1292R的通道1采集心阻抗信號，通道2主要采集心電信號，它可與單片機通過SPI接口進行數據通信，由此構成心電和心阻抗信號采集的核心電路。

2.2 無線通信

有線通信方式會妨礙動態監測，所以必須采用無線通信手段來完成數據傳輸。為了能夠實現長時間的連續動態監測，本文采用藍兆科技公司（Bluegiga Technologies）生產的BLE113芯片作為微控制器和無線傳輸單元，其內部是TI公司的藍牙V4.0低功耗協議芯片CC2541。CC2541集成了高性能低功耗的8051內核和2.4 GHz射頻收發器，在發送模式和外部中斷模式下電流功耗分別為14.3 mA和0.5 A，支持250 Kb/s、500 Kb/s、1 Mb/s、2 Mb/s的數據傳輸速率，其卓越的性能完全滿足動態監測的低功耗需求[9]。BLE113還支持藍牙V4.0的BLE低功耗協議棧，可以加快下位機程序的開發進度。BLE113幾乎不需要外圍電路即可實現與外界的藍牙通信，具體如圖5所示，電路中只連接一個用于工作模式和休眠模式切換的按鍵及兩個用于連接藍牙和發送數據的LED指示燈。

2.3 電源管理

電源管理的首要任務就是提供給各芯片穩定的直流電壓，使其能夠正常工作。穩壓電路要求供電穩定、電壓紋波小。動態心電心阻抗監測電路采用鋰離子電池進行供電，電路上各芯片正常工作只需要2.1 V和3.0 V兩種電壓，于是需要采用兩種電壓轉換芯片來完成穩壓任務。

本文采用TI公司生產的TPS62730實現2.1 V電壓轉換，為BLE113供電，電壓轉換電路如圖6所示。TPS62730是一款高頻同步降壓DC-DC轉換器，針對超低功耗無線應用進行了優化。它可提供高達100 mA的輸出電流，該芯片的輸入電壓范圍為1.93.9 V。由于鋰離子電池在充電過滿時，電壓會高于3.9 V，因此為了保證輸入TPS62730的電壓在1.93.9 V范圍內，需要在鋰離子電池后面串入一個20 Ω的分壓電阻來保證TPS62730可以正常工作。

本文采用TI公司生產的TPS73201來實現3.0 V電壓轉換，為ADS1292R供電，電壓轉換電路如圖7所示。該芯片的電壓輸入范圍為1.75.5 V，即使鋰離子電池過沖也不會影響其正常工作。轉換電路通過調節R37和R38的阻值以改變輸出電壓的大小，在此選取R37和R38的阻值分別為46.4 k和30.9 k，使得輸出電壓能夠穩定在3.0 V，以保證ADS1292R能夠正常工作。

為了能夠給鋰離子電池充電，并考慮到充電管理芯片的小尺寸封裝及外圍電路復雜度等因素，本文選擇了MAXIM公司生產的MAX8808型線性充電管理芯片。該芯片的電壓輸入范圍為4.515 V，當電壓超過7 V時自動停止充電。同時，該芯片具有單機充電功能，能夠自動控制整個充電過程，包括預充、快充、浮充及充滿指示等。圖8所示為充電管理電路，芯片外圍電路簡單，僅需很少的電阻和電容。充電電流的大小通過連接芯片第四引腳的R40電阻來調節。在此R40選用2.8 k電阻，充電電流大小為465 mA。充電狀態由一個連接芯片第五引腳的藍色LED燈指示，正在充電時LED燈亮，充電完成時LED燈熄滅。

3 動態心電心阻抗監測軟件

動態心電心阻抗監測系統的軟件設計主要包括上位機程序和下位機程序，下位機程序以IAR為開發平臺，將調試好的C程序通過下載接口下載到BLE113中，單片機負責將采集到的心電和心阻抗信號通過藍牙V4.0無線發送給PC機，PC機通過USB Dongle來接收單片機發送的數據。上位機程序以LabVIEW為操作平臺，通過配置串口實現與單片機的無線通信，完成數據的顯示、處理、分析以及存儲等操作。

心電和心阻抗信號都是非常微弱的電生理信號，由于人體所處的環境復雜多變，各種外界干擾時常混入心電和心阻抗信號，使得有用信號淹沒其中。外界干擾主要來源于工頻干擾和基線漂移。工頻干擾一般由供電網絡引起，其頻率固定為50 Hz；基線漂移一般由人體呼吸和電極移動引起，其頻率低于10 Hz。工頻干擾和基線漂移大大降低了心電和心阻抗信號的信噪比，從而影響心電和心阻抗信號檢測的準確率[10]，因此工頻干擾和基線漂移的濾除顯得尤為重要，去噪后的心電和心阻抗信號如圖9所示。

4 結 語

該動態心電心阻抗監測系統可動態監測用戶心電、心阻抗，能準確反映用戶心臟的電學傳導性能和機械泵血性能，有效減少因偶然性和突發性心臟病帶來的死亡或損傷，具有廣闊的應用前景。

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