基于近紅外光譜與光電容積脈搏波技術的毛細血管再充盈時間測量儀的設計與開發

陳瑞，陳曄，谷源濤，謝志毅，王仲

1. 清華大學臨床醫學院，清華大學附屬北京清華長庚醫院，北京 100084；2. 清華大學 精密儀器系，北京 100084

引言

毛細血管再充盈時間（Capillary Refill Time，CRT）是遠端毛細血管床在受壓后恢復其原有顏色所需要的時間，為臨床醫生通過毛細血管再充盈試驗獲取的定量數據，是血液向遠端毛細血管流動情況最直接的觀察指標。CRT的延長可見于各種原因導致的休克、肢體動脈梗阻性病變、應用縮血管藥物、凍傷、脈管炎等疾病。但近20年來，CRT因其敏感性與特異性存在爭議[1]，在臨床上的應用越來越少。

近年來，越來越多的研究發現中心循環參數的正常化并不能帶來病死率的下降[2-4]，而微循環受到越來越多的關注。由于人體代償機制的存在，外周皮膚與肌肉的血流往往犧牲最早，而恢復最晚[5]，可敏感和準確地反映機體最差的微循環狀態。CRT作為無創、快捷的指標再次受到急重癥醫學領域研究者的關注，近期國外研究顯示，CRT的延長與危重癥患者組織低灌注和器官衰竭風險存在顯著的相關性[6]。

追溯CRT逐漸被臨床棄用的原因不難發現，其敏感性與特異性差可能與其影響因素多、重復性差、觀察誤差明顯[7-8]等因素有關，且目前臨床并無標準的測量方法。為進一步減少按壓毛細血管床的位置與壓力、觀察者偏倚等因素的影響，本課題組基于近紅外光譜技術與光電容積脈搏波技術，設計了毛細血管再充盈時間測量儀，對CRT進行標準化、機械化測量，并結合人工智能技術，獲取其他多項可反映人體循環狀態的監測指標。

1 毛細血管充盈時間測量儀的設計原理與架構

本設備設計的基本原理為Lambert-Beer定律[9]和光電容積脈搏波理論[10]。Lambert-Beer定律的數學表達式為A=lg(1/T)=Kbc，其中A代表吸光度，T代表透光度，K代表摩爾吸收系數，b代表吸收層厚度，c代表吸光物質濃度。其物理意義為，當一束平行單色光垂直通過某一均勻非散射的吸光物質時，其吸光度A與吸光物質的濃度c及吸收層厚度b成正比，而透光度T與c、b成反比。氧合血紅蛋白對波長660 nm紅光吸收量較少，對波長900 nm的紅外光吸收量較多；而相反，脫氧血紅蛋白對660 nm的紅外光吸收量較多，而對900 nm的紅外光吸收量較多[11]。由此，可采用近紅外光譜對人體組織的氧合血紅蛋白濃度進行檢測。同時，靜脈血、骨骼、肌肉、皮膚等對近紅外光的吸收信號是恒定的，而外周動脈血的容積和吸光度則隨著心臟搏動產生周期性變化。因而，當光電傳感器發出的光照射在人體手指末端時，在接收端接收到的電信號就包含搏動和非搏動兩個部分，搏動部分所呈現出的形態即為人體的光電容積脈搏波[12]。

毛細血管再充盈時間測量儀由清華大學附屬北京清華長庚醫院與清華大學精密儀器系共同開發，基于上述原理采用近紅外光譜技術對遠端毛細血管床中的動脈血流中的血紅蛋白含量進行連續監測，并設置電磁加壓裝置對遠端毛細血管床進行加壓。當人體組織被擠壓到一定程度時，搏動波信號消失，但非搏動波信號則由于靜脈血減少、血紅蛋白含量下降、組織厚度減少而增強。為方便觀察分析，最后用軟件采集計算系統進行數據的二次轉換、數據存儲與分析計算。其總體設計架構如圖1所示。

圖1 毛細血管再充盈時間測量儀系統架構圖

毛細血管再充盈時間測量儀初步設備主要由加壓測量器、主機、顯示屏、電源開關等部分組成。設備主控模塊使用樹莓派，分別連接血紅蛋白含量測量模塊、電磁加壓模塊、控制顯示模塊。血紅蛋白測量模塊使用MAX30100芯片發射和接收紅外光以測量血紅蛋白含量的變化，樹莓派通過I2C接口和MAX30100通信，配置寄存器控制其測量并讀取數據。控制部分使用兩個外接按鈕，使用樹莓派的GPIO輸入。

2 初步測試圖與特征參數的提取分析

基于本課題組已發表的文獻綜述，目前使用的毛細血管再充盈時間的人為測量方法，具體過程為：保持環境溫度為20℃～25℃，最佳按壓部位為手指末端，手指末端與心臟位置持平，最佳按壓時間為5 s，撤除壓力后盡可能采用秒表測量。使用這種方法需盡可能減少環境溫度、按壓部位、按壓時間等因素對數據結果的影響。因此，本課題組在環境溫度20℃～25℃下，保持手指末端與心尖位置持平，設置機器按壓時間為5 s，對十名健康成人進行初步的數據測量采集，均獲取到有效數據與圖形。實際測試圖，見圖2。

圖 2 毛細血管再充盈時間測量儀實際測試圖

我們抽取其中一組測量數據導入Matlab 7.0作圖，見圖3。標記需要提取的數據S、a、B、θ、C，分述如下：S為單次心臟搏動產生的脈搏波曲線下面積，代表指尖搏動血流量中的氧合血紅蛋白總量，在氧合血紅蛋白濃度一定的條件下，S值大小與單次心臟搏動帶來的指尖動脈血流量正相關；a為基線狀態脈搏波在坐標軸上的最高點與最低點的差值，代表指尖搏動血流中氧合血紅蛋白含量的最大值，在周圍血管彈性一定的條件下，該參數與周圍血管的灌注壓力正相關，同樣可能與平均動脈壓存在正相關關系；B為基線時脈搏波在坐標軸上的最低點與按壓后脈搏波的最低點的差值，代表按壓前后指尖血流中氧合血紅蛋白的差值，在氧合血紅蛋白濃度一定的條件下，B值與按壓時遠端毛細血管中減少的血流量正相關，后者等于遠端毛細血管再充盈過程中增加的血流量；C為松開按壓后指尖的氧合血紅蛋白含量恢復至基線水平所需的時間，可等同于人為測量的CRT值；θ為毛細血管再充盈直線（將松開按壓時脈搏波的坐標點與松開按壓后脈搏波回到基線時的坐標點相連接獲得的直線）與橫坐標軸的夾角，tanθ=B/C，為直線斜率，代表松開按壓后氧合血紅蛋白再充盈至毛細血管的速率。

S值、a值為基線時脈搏波上獲取的參數，兩者均采用光電容積脈搏波描記術獲得。近年來，很多研究團隊都發現運用光電容積脈搏波描記術所描記出的脈搏波包含了心搏功能、血液流動等重要的生理信息，嘗試建立數學模型，利用脈搏波參數估計心輸出量，并已取得一定成果[13-15]。據此我們推測，在循環系統管路封閉、環境溫度相對恒定、人為振動小等特定情況下，S值、a值的變化可能可以反映心輸出量、平均動脈壓力等中心循環指標的變化。

圖 3 毛細血管再充盈時間測量儀測量示意圖

B值、C值、tanθ為機器按壓后從脈搏波上獲取的參數，分別代表了手指指尖按壓前后整個毛細血管床的變化血流量、毛細血管床再充盈至基線水平所需要的時間、毛細血管床的再充盈速率。三者均受毛細血管灌注壓力、毛細血管床張力、毛細血管內皮功能以及血液黏稠度等因素的影響，可準確反映遠端毛細血管床的循環狀態。其中tanθ指標與血管阻斷試驗時所獲得的近紅外光譜監測數據中的血紅蛋白復氧斜率相似，而近期諸多研究顯示血紅蛋白復氧斜率與心臟術后患者的液體反應性、疾病預后等具有明顯相關性[16-17]。據此，我們提取出B、C、θ三個特征參數做下一步分析驗證。

3 結論

CRT可很好地反映機體微循環狀態，但其臨床應用一直受限于參數測量的人為因素干擾與測量方法的不統一。本課題組基于近紅外光譜技術與光電容積脈搏波技術，設計并制作了一套完整的毛細血管再充盈時間測量儀的硬件檢測系統，在此基礎上又進行了軟件設計，使得CRT的測量標準化、機械化的同時，又獲取其它多項可反映人體循環狀態的監測指標。設備制作與測量成本低，操作簡易，攜帶便捷，為急危重癥、外周血管疾病等疾病的診斷與治療打開新的診斷思路和監測手段。本課題組將繼續努力，完成數據提取的軟件設計工作，并積極開展設備的可靠性與準確性驗證試驗。