專利名稱:智能式自由呼吸阻抗血流圖儀的制作方法
本發(fā)明涉及一種可以濾除阻抗血流圖△Z呼吸干擾，使被檢查者能在自由呼吸壯態(tài)下測試阻抗血流圖的醫(yī)療電子儀器。
阻抗血流圖是近年發(fā)展起來的一項(xiàng)新的無損傷性的生物物理學(xué)檢查診斷方法，由于其方法簡單，操作方便，尤其是具有對病人無創(chuàng)傷性等優(yōu)點(diǎn)而越來越受到醫(yī)療界的重視。但目前各醫(yī)院使用的各種阻抗血流圖儀，例如國產(chǎn)SJ-42型四導(dǎo)生理記錄儀和日本生產(chǎn)的八導(dǎo)生理記錄儀及其它各種阻抗血流圖儀在用以測量肺阻抗血流圖，肝血流圖，心阻抗血流圖時(shí)，由于呼吸所造成肺部空氣量變化而引起阻抗的變化，使肺阻抗血流圖，肝血流圖，心阻抗血流圖產(chǎn)生嚴(yán)重失真，見圖1和圖2，因此不得不要求被檢查者屏氣測試。這不適于對心臟功能差，意識(shí)不清，小兒等不易配合的患者進(jìn)行觀察，見顧慎為，黃建權(quán)編著“阻抗血流圖”人民衛(wèi)生出版社，1986年9月第一版，162頁;102頁;137頁。
重慶大學(xué)無線電系曾研制“微處理機(jī)阻抗血流圖系統(tǒng)”。該系統(tǒng)采用了數(shù)字迭加技術(shù)濾除心阻抗微分血流圖 (dz)/(dt) 的呼吸干擾，見“電子技術(shù)應(yīng)用”1984年第1期，17-19頁。但上述系統(tǒng)不適用于心率不齊的人，而大量的臨床醫(yī)學(xué)實(shí)驗(yàn)和調(diào)查表明，大部分正常人的心率在自由呼吸狀態(tài)下是變化的。例如，當(dāng)心電機(jī)走紙速度為每秒25mm時(shí)，心率變化一般為1mm-3mm。而心臟病患者心率不齊更為嚴(yán)重，如圖3所示，第2個(gè)至第3個(gè)QRS波之間為13毫米 第三個(gè)至第四個(gè)QRS波之間為23毫米本發(fā)明的目的在于研制用于濾除阻抗血流圖△Z呼吸干擾的濾波系統(tǒng)，該濾波系統(tǒng)與阻抗血流圖儀組成使被檢者能夠在自由呼吸狀態(tài)下測試阻抗血流圖的檢測系統(tǒng)，該系統(tǒng)對心率不齊者應(yīng)有良好的適用性，該濾波系統(tǒng)還應(yīng)適用于濾除心、肝、肺阻抗血流圖和阻抗微分 (dz)/(dt) 血流圖的呼吸干擾。
本發(fā)明的工作原理如下由阻抗血流圖的基本原理可知(△R)/(R) ＝ (△V)/(V) ……(1)式中R為導(dǎo)體電阻，△R為電阻變化量V為導(dǎo)體容積，△V為容積變化量即電阻的變化與容積的變化呈線性關(guān)系。由圖2可見，停呼吸狀態(tài)下的肺阻抗血流圖是由幾個(gè)連續(xù)而有規(guī)律波動(dòng)曲線構(gòu)成的，它反映了心動(dòng)周期內(nèi)肺循環(huán)血流容積的變化。而圖1是自由呼吸狀態(tài)下肺阻抗波形。呼吸對肺阻抗波形有較大的影響。其原因是由于呼吸造成肺部空氣量的變化而引起阻抗的變化，亦是由于容積變化而引起阻抗的變化。因此可以認(rèn)為由于呼吸而引起阻抗的變化與反映肺循環(huán)的肺阻抗信號(hào)△Z之間是線性迭加的，所以可以采用濾波的方法濾除呼吸干擾。
由于呼吸動(dòng)作引起阻抗的變化其幅度大約為停呼吸狀態(tài)下肺血流圖△Z的幅度3至10倍。由圖1，圖2可見在呼吸信號(hào)兩周內(nèi)肺阻抗信號(hào)搏動(dòng)七次，肺阻抗信號(hào)基波頻率約為1HZ左右(從心電圖紙上可見每周期為25mm，紙速為25mm/秒)而呼吸信號(hào)的基波頻率為1/(3.5秒) ＝0.285HZ這樣呼吸信號(hào)的基波頻率與肺阻抗信號(hào)基波頻率只差0.715HZ，一般呼吸信號(hào)的基波頻率為肺阻抗信號(hào)的基波頻率的 1/3 ～ 1/5 。所以呼吸信號(hào)三次及其以上各次諧波有可能與肺阻抗信號(hào)基波及各次諧波相重合。
由圖2可以看出肺阻抗波形是有規(guī)律的，我們可以把它看作為有用的信號(hào)。由圖1可見由呼吸引起阻抗的變化則是隨機(jī)的，我們可把它看作是噪聲。可用微弱信號(hào)檢測技術(shù)降低信號(hào)所伴隨的噪聲，以增強(qiáng)有用信號(hào)。
由上面分析可知呼吸信號(hào)基波頻率與肺阻抗信號(hào)的基波頻率相差約為0.7HZ-0.8HZ。如僅用模擬濾波器或數(shù)字濾波器濾波，則要求濾波器的過渡帶寬要小于0.7HZ，而濾波器的階數(shù)必然很高，則難以實(shí)現(xiàn)。而且呼吸信號(hào)二次以上諧波有可能進(jìn)入濾波器肺阻抗信號(hào)通帶之內(nèi)。因此我們除采用巴特沃茲有源高通濾波器濾除呼吸信號(hào)的基波頻率外，還采用了信號(hào)平均技術(shù)濾除呼吸干擾。信號(hào)經(jīng)N次測量并積累是線性相加的，積累信號(hào)值為平均值的N倍，由于把呼吸信號(hào)看成是噪聲，它是無規(guī)則起伏的，應(yīng)按均方根值平均，積累信號(hào)為平均值的N倍，N次測量可提高信噪比N倍。
我們對自由呼吸狀態(tài)下即伴呼吸干擾的肺阻抗信號(hào)△Z同相位迭加N次并平均，可以提高信噪比N倍。理論上迭加次數(shù)越多，信噪比改善越好。但實(shí)際上反映肺部血液循環(huán)狀態(tài)的肺阻抗血流信號(hào)并不是理想的周期信號(hào)，為了能接近實(shí)時(shí)處理，N的次數(shù)不宜取得過多，我們?nèi)＝5-9。
由圖4可見肺阻抗信號(hào)△Z與心電信號(hào)是同步的，因此可用心電圖中QRS波中的R波作為多點(diǎn)同相位迭加平均的同步信號(hào)，用以確定肺阻抗信號(hào)的周期。
用同相位迭加平均的方法濾除呼吸干擾在本儀器里的B單板機(jī)中由軟件實(shí)現(xiàn)。
經(jīng)過大量實(shí)驗(yàn)得知正常人以及心臟病患者心率不齊是很普遍的，因此肺阻抗血流圖△Z的周期也是變化的。例如某人在某段時(shí)間心率為80次/分，即肺阻抗血流圖的基波頻率為1.33HZ，假定每周期采64點(diǎn)，當(dāng)心率高于或低于80次/分，則采樣點(diǎn)就要少于或多于64點(diǎn)，因而無法進(jìn)行同相位迭加平均，否則肺阻抗波形將產(chǎn)生嚴(yán)重失真，如用手動(dòng)方式來改變單板機(jī)的采樣周期，是跟不上心率變化的，因此我們采用了自動(dòng)變采樣周期的方法，使心率不齊的人肺阻抗信號(hào)也能進(jìn)行同相位迭加平均來濾除呼吸干擾。只有解決這個(gè)問題這種濾除呼吸干擾的方法才能在臨床上推廣應(yīng)用，這是本儀器的關(guān)鍵技術(shù)。
在本儀器中有A，B兩個(gè)單板機(jī)。自由呼吸狀態(tài)下的肺阻抗信號(hào)經(jīng)處理放大加到接口電路A/D變換器上，將模擬量變?yōu)閿?shù)字量，A機(jī)為固定采樣時(shí)間，以心率80次/分為準(zhǔn)，肺阻抗信號(hào)的周期為60秒/80＝0.75秒，每周采64點(diǎn)則采樣周期為60/(80×64)。如果實(shí)際情況心率變化，則肺阻抗信號(hào)每個(gè)不同周期采樣點(diǎn)就不正好為64點(diǎn)。為解決這個(gè)問題，我們采用了算法較為簡單的線性插值公式將不同周期所采的點(diǎn)數(shù)都變?yōu)?4點(diǎn)，這樣采樣周期跟蹤心率變化。使心率不齊的人肺阻抗信號(hào)能進(jìn)行同相位迭加平均以濾除呼吸干擾。
下面介紹線性插值公式，假設(shè)采樣時(shí)間常數(shù)為A，見圖5，在肺阻抗波形某一周內(nèi)實(shí)際采0-60點(diǎn)，如需插值為0-64點(diǎn)，首先需求出0-64點(diǎn)各點(diǎn)橫座標(biāo)的數(shù)值。
Nn＝ (A×60×n)/64 ……(2)n＝1，2…64式中Nn表示各插值點(diǎn)橫座標(biāo)的數(shù)值n代表第幾個(gè)插值點(diǎn)為節(jié)省運(yùn)算時(shí)間，將算出各插值點(diǎn)的橫座標(biāo)制表存入單板機(jī)的EPROM中。然后根據(jù)線性插值公式求出插值點(diǎn)的縱座標(biāo)數(shù)值，見圖6已知函數(shù)y＝f(x)在點(diǎn)X0，X1上的值為y0，y1要求一個(gè)函數(shù)y＝P1(X)使P1(X0)＝y(tǒng)0，P1(X1)＝y(tǒng)1P1(X)=yo+y1- yoX1-Xo(X-XO)………………(3)]]>根據(jù)插值公式(3)編程在本儀器的A單板機(jī)中完成插值任務(wù)，然后送往B機(jī)進(jìn)行同相位迭加平均以濾除呼吸干擾。
整機(jī)工作原理將阻抗血流圖儀的電流電極加到人體的前胸和后背給身體胸部加50KHZ的高頻電流，為使被測量處電場均勻，需在近端加電壓電板測定心搏過程中由于血流變化而引起肺阻抗的變化，但在自由呼吸狀態(tài)下，由于受呼吸的影響而使肺阻抗波形產(chǎn)生嚴(yán)重失真。肺阻抗信號(hào)一般為十九毫伏，為了濾除高頻干擾需加有源低通濾波器。通過運(yùn)算放大器將肺阻抗信號(hào)放大，電平移位使△Z信號(hào)幅度為0-5V，加到接口電路A/D變換0809的0通道進(jìn)行采樣。這部分功能由框圖1，2，完成。
由1導(dǎo)聯(lián)取出心電信號(hào)，經(jīng)三運(yùn)放放大電路放大100倍送至50HZ帶阻濾波器濾除交流50HZ干擾，由于人體加50KHZ高頻電流因而心電信號(hào)受50KHZ的干擾，由50KHZ有源低通濾波器濾除，經(jīng)放大電平移位使心電信號(hào)變到0-5V的信號(hào)再加到A/D變換的1通道進(jìn)行采樣，即框圖3部分，另一路心電信號(hào)經(jīng)放大，50HZ濾波，50KHZ濾波，限幅去掉各種干擾信號(hào)，再經(jīng)放大加到單穩(wěn)態(tài)電路去掉QRS波中的T波，經(jīng)微分成尖脈沖加到A微處理機(jī)另通道，作為同相位迭加平均的同步信號(hào)，用以確定肺阻抗信號(hào)的周期。這部份即為框圖4，即R波提取電路。
而后A/D變換將肺阻抗信號(hào)及心電信號(hào)進(jìn)行采樣送至A處理機(jī)，A機(jī)對上一周期肺阻抗信號(hào)及心電信號(hào)進(jìn)行插值，在當(dāng)前周期結(jié)束時(shí)，將上一周期插值結(jié)果送往公共內(nèi)存，以后A機(jī)重復(fù)上述過程。
B機(jī)在適當(dāng)時(shí)間將A機(jī)插值結(jié)果取進(jìn)，進(jìn)行迭加平均，再由A送來的周期時(shí)間數(shù)控制輸出時(shí)間周期，將肺阻抗信號(hào)經(jīng)濾除呼吸干擾后加到D/A變換上將數(shù)字量變?yōu)槟M量輸出。
另一路將心電信號(hào)經(jīng)D/A轉(zhuǎn)換，將數(shù)字量變?yōu)槟M量與肺阻抗血流圖同步輸出。
濾除肺阻抗血流圖呼吸干擾使被檢查者能在自由呼吸狀態(tài)下進(jìn)行測試，解決了小兒，老人，危重病人等不易配合的患者測試問題;擴(kuò)大了肺血流圖儀的使用范圍。
這項(xiàng)技術(shù)還可用于濾除肝血流圖，心阻抗血流圖的呼吸干擾。也適用于濾除 (dz)/(dt) 呼吸干擾，可用于運(yùn)動(dòng)員，宇航員身體素質(zhì)的檢測。
所達(dá)到的指標(biāo)1、肺阻抗信號(hào)經(jīng)過濾波后能與心電信號(hào)同步描記。
2、肺阻抗信號(hào)與心電信號(hào)不小于4mV，機(jī)器能正常工作。
3、心率變化超過0.12S超出正常人心率變化范圍亦能完成濾波作用。
4、圖10，圖11，圖12分別指出自由呼吸，停呼吸，經(jīng)濾波后的△Z波形。
圖1為自由呼吸狀態(tài)下肺阻抗血流圖;
圖2為停止呼吸狀態(tài)下肺阻抗血流圖;
圖3為風(fēng)濕性心臟病患者心電圖;
圖4為同步心電圖與肺阻抗血流圖;
圖5為停呼吸肺阻抗圖;
圖6為線性插值公式示意圖;
圖7為整機(jī)硬件結(jié)構(gòu)圖;
圖8為肺阻抗信號(hào)濾波、放大、電平移位電路原理圖;
圖9為心電信號(hào)放大及電平移位電路原理圖;
圖10為自由呼吸狀態(tài)下△Z波形;
圖11為停呼吸狀態(tài)下肺阻抗△Z波形;
圖12為經(jīng)過濾波后自由呼吸狀態(tài)下肺阻抗△Z波形。
實(shí)施例本實(shí)施例由肺血流圖機(jī)，肺阻抗信號(hào)予處理電路(放大濾波)，心電信號(hào)R波提取電路，接口電路A/D，及兩路D/A輸出電路以及A，B兩個(gè)單板計(jì)算機(jī)組成。見圖7，框圖中。
1、肺血流圖機(jī)2、肺阻抗信號(hào)濾波、放大、電平移位電路3、心電信號(hào)放大及電平移位電路4、心電信號(hào)R波提取電路5、A單板機(jī)6、公共內(nèi)存儲(chǔ)器7、B單板機(jī)圖13為A機(jī)程序框圖，圖14為B機(jī)程序框圖。
文件名稱 頁 行 補(bǔ)正前 補(bǔ)正后說明書 5 20 ……血流變化 ……容積變化″ 3 19 ……平均值的N倍 ……平均值的N]]>倍″ 3 19 …… 信噪比N倍 ……信噪比N]]>倍″ 3 21 …… 信噪比N倍 ……信噪比N]]>倍說明書 5 22 …… 一般為十九毫伏 ……一般為十幾毫伏
權(quán)利要求
1.一種用于測試人體阻抗血流圖的裝置，包括阻抗血流圖儀，其特征在于該裝置還包括以下各個(gè)部分a用于濾除呼吸干擾的濾波電路及放大和電平移位電路，b用于放大心電信號(hào)的放大及電平移位電路，c心電信號(hào)R波提取電路，d公共內(nèi)存儲(chǔ)器，e單板計(jì)算機(jī)。
2.用于權(quán)利要求
1所述裝置濾除呼吸干擾的濾波方法，其特征在于采用巴特沃茲有源高通濾波器濾除呼吸信號(hào)的基波頻率，采用信號(hào)平均法濾除其他各次諧波的呼吸干擾，采用自動(dòng)變采樣周期來實(shí)現(xiàn)信號(hào)平均法中的同相位迭加。以適應(yīng)心率不齊者采用信號(hào)平均法濾除呼吸干擾。
3.權(quán)利要求
2所述的濾波方法，其特征在于所述信號(hào)平均法同相位迭加的次數(shù)N為5-9。
專利摘要
本發(fā)明為一種用于測試人體阻抗血流圖的裝置，該裝置的特征在于采用巴特沃茲濾波器和信號(hào)平均方法來濾除呼吸對人體阻抗信號(hào)的干擾，采用變采樣周期的方法，實(shí)現(xiàn)信號(hào)平均法中的同相位迭加，以適應(yīng)心率不齊者采用信號(hào)平均法濾除呼吸干擾。該裝置由單板計(jì)算機(jī)及放大，電平移位等電路組成，能有效地實(shí)現(xiàn)各類患者人體阻抗血流圖的測試，是一種方便、有效、精確、自動(dòng)化程度較高的醫(yī)用電子設(shè)備。
文檔編號(hào)A61B5/05GK87106212SQ87106212
公開日1988年8月3日 申請日期1987年9月5日
發(fā)明者邵樹永, 馮建華, 張新潮 申請人:哈爾濱工業(yè)大學(xué)導(dǎo)出引文BiBTeX, EndNote, RefMan