CN112220472B - 基于交叉四电极法的胸腔电阻抗无创检测方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种基于交叉四电极法的胸腔电阻抗无创检测方法，属于医用检测技术领域。该方法具体包括：S1：确定检测频率；S2：确定检测幅值，在同一个电流流入方向连续进行不同幅值的测量，得到每次检测的测量值；S3：求取均值作为该电流流入方向上的测量值，计算得到对应的胸腔电阻抗测量均值；S4：在同一个电流流入方向上的测试结束后，通过改变电极阵列的分布，重复步骤S2的测量，共进行四种检测模式的测量；S5：根据测得的各电流路径的胸腔电阻抗测量均值，计算得到综合胸腔电阻抗测量均值。本发明检测成本低、交叉感染风险小、检测成功率高、检测结果准确。
Description
技术领域
本发明属于医用检测技术领域，涉及一种基于交叉四电极法的胸腔电阻抗无创检测方法。
背景技术
现有技术中，常见肺功能检测方案主要有两种方式：第一种是容量测定型，仪器通过测量与检测者呼吸道相连的浮筒或者活塞腔体的气体体积变化，从而实现对肺部气体体积变化规律的检测；第二种是流量测定型，仪器通过测定流过截面积一定的气体流量，再对时间积分得到呼吸气体体积，从而实现对肺部气体体积变化的检测。
上述两种检测方法都存在着一些不可忽视的问题。
1)使用容量测定型检测仪进行检测时，其浮筒的惯性与活塞运动时的摩擦力会导致测量结果失真严重。再者，浮筒与活塞的储气腔体与呼吸管道在使用中会被重复利用，交叉感染风险极大。
2)流量测定型检测仪较容量测定型检测仪准确度更高，仪器价格与耗材比较昂贵；测试过程中部分气道仍会被重复利用，仍有一定的交叉感染风险。
由于这两种常见的肺功能检测仪都需要将呼吸气道与仪器测量气道相连，不可避免的都存在交叉感染的隐患。患者在测量中还会产生不适感，导致检测时依从性较差。
为了避免在检测过程中导致有可能发生的交叉感染问题，可利用生物电阻抗技术实现胸腔电阻抗与肺功能检测。生物电阻抗的测量方法有电桥法、双电极法、四电极法等测量方法。电桥法存在调节范围小、精度低等问题；双电极法存在电流分布不均、检测时存在的极化现象对检测信号产生干扰等问题；传统的四电极法测量生物阻抗时，虽然减少了电流分布不均所引起的测量误差，可以近似认为电极与皮肤间的接触电阻对测量结果没有影响，也一定程度降低极化现象，但由于电极位置是固定的，测量结果仅为一个方向上的等效阻抗，无法体现由于生物组织的各向异性所导致的不同检测方向测量的胸腔电阻抗结果不同的特点。
针对肺功能检测技术所存在的检测成本高、交叉感染风险大等问题以及生物电阻抗技术在检测胸腔电阻抗时存在的各类测量问题，本次提出一种改进传统四电极法的胸腔电阻抗无创检测方法。
发明内容
有鉴于此，本发明的目的在于提供一种基于交叉四电极法的肺功能快速无创检测方法及装置，利用该检测装置可实现从多个方向快速测量胸腔电阻抗，解决现有生物电阻抗测量系统存在的检测精度低、测量方向单一以及切换模式复杂等问题。本发明方法实现快速多方向测量功能，有效完善测量参数系统，能够得到更为精准的胸腔电阻抗与肺功能的测量结果。
为达到上述目的，本发明提供如下技术方案：
一种基于交叉四电极法的胸腔电阻抗无创检测方法，利用四个电极分别置于人体胸腔的正前方、正后方、正左方、正右方，使用开关阵列实现任意一个电极的功能转换，检测过程中共有设有一对注入电流电极和一对电压测量电极，应用四种检测模式进行胸腔电阻抗测量，具体包括以下步骤：
S1：确定检测频率，具体包括：根据生物组织电导率与检测频率的关系，确定胸腔电阻抗测量所需的测量电流频率；
S2：在同一个电流流入方向连续进行不同幅值的测量，得到每次检测的测量值；具体包括：根据人体对不同幅值下电流激励的反应现象，确定胸腔电阻抗检测所需的测量电流幅值；电流从设定的注入电极流入人体，从设定的测量电极进行电压测量；
S3：求取均值作为该电流流入方向上的测量值，计算得到对应的胸腔电阻抗测量均值；
S4：在同一个电流流入方向上的测试结束后，通过改变电极阵列的分布，重复步骤S2的测量，共进行四种检测模式的测量，减少由于生物组织各向异性导致的测量误差；
S5：根据测得的各电流路径的胸腔电阻抗测量均值，计算得到在设定的电流频率和电流幅值下的综合胸腔电阻抗测量均值。
进一步，步骤S1中，确定胸腔电阻抗检测所需的测量电流频率设定在64KHz-1MHz，具体设为64KHz、96KHz、128KHz、256KHz、512KHz、700KHz、1MHz。
进一步，步骤S2中，确定胸腔电阻抗检测所需的测量电流幅值设定在500μA-1.5mA，具体设为500μA、1mA、1.5mA。
进一步，步骤S1中，胸腔电阻抗测量中，胸腔包括以下四类：
第一类生物组织：肌肉、心脏和肺脏，等效电路模型通过生物组织等效模型描述；其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zc表示含大量细胞的组织器官的等效阻抗，Ri表示器官的等效内电阻，Re表示器官的等效外电阻，Cm表示器官的等效膜电容；
第二类生物组织：皮肤、皮下组织与脂肪组织，用含皮肤接触电阻的生物组织简化等效电路模型表示；其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zs为含皮肤接触电阻的生物组织等效阻抗，R′i表示生物组织的等效内电阻，R′e表示生物组织的等效外电阻，Cm表示生物组织的等效膜电容，Rc表示电极与皮肤之间接触的等效电阻，Cc表示电极与皮肤之间接触的等效电容，Cf表示脂肪组织的等效电容；
第三类生物组织：血液，用电阻电容并联的电路模型来表示，其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zb为等效电阻，Rb表示血液的等效电阻，Cb表示血液的等效电容；
第四类生物组织：骨骼，骨骼对于胸腔电阻抗的影响忽略不计。
进一步，所述检测模式根据电流流入方向分为四种，具体包括：
检测模式一：两个注入电流电极分别靠近心脏端和骨骼端；两个电压测量电极分别靠近左肺端和右肺端；
检测模式二：两个注入电流电极分别靠近左肺端和右肺端；两个电压测量电极分别靠近心脏端和骨骼端；
检测模式三：两个注入电流电极分别靠近心脏端和左肺端；两个电压测量电极分别靠近骨骼端和右肺端；
检测模式四：两个注入电流电极分别靠近骨骼端和右肺端；两个电压测量电极分别靠近心脏端和左肺端。
进一步，步骤S2中，
1)当注入电流电极和电压测量电极以检测模式一状态分布时，有四种电流路径：
第一种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；
第二种是电流通过等效血液层从一个注入电极到另一个注入电极；
第三种是电流通过等效肌肉层从一个注入电极到另一个注入电极；
第四种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式为：
Z1＝Zs//Zb//Zm//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl)
2)当注入电流电极和电压测量电极以检测模式二状态下分布时，有三种电流路径：
第一种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；
第二种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉、心脏、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极；
第三种是电流通过等效血液层从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式为：
Z2＝Zs//Zb//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl+Zh)
3)当注入电流电极和电压测量电极以检测模式三或四状态下分布时，有四种电流路径：
第一种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；
第二种是电流通过等效血液层一个注入电极到另一个注入电极；
第三种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极；
第四种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、心脏、左肺从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式为：
Z3＝Z4＝Zs//Zb//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zh)//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl)
其中，Zs表示皮下组织集中参数阻抗，Zb表示等效血液集中参数阻抗，Zrl表示右肺集中参数阻抗，Zll表示右肺集中参数阻抗，Zh表示心脏集中参数阻抗，Zm表示肌肉集中参数阻抗。
进一步，步骤S5中，计算得到的综合胸腔电阻抗测量均值为：
其中，Z表示胸腔电阻抗值，L表示胸腔长度，W表示胸腔宽度，A，B，C，D为约束系数，A∈(0.2239,0.2387)，B∈(0.3142,0.3235)，C∈(0.1847,0.1908)，D∈(0.1631,0.1664)。
进一步，步骤S4中，通过控制算法切换电极阵列分布实现多个方向的测量，使用ADG1207模拟开关与多路复用器构建开关阵列模块，通过串行测量方式实现测量。
本发明的有益效果在于：
1)本发明通过实验所得特定检测频率、幅值下的胸腔电阻抗测量值与肺部呼吸空气量的关系函数，实现基于生物电阻抗技术的肺功能参数即肺部呼吸能力的计算、测量功能。
2)本发明仅需要在胸部贴合电极便可实现检测，减少由胸腔部位生物组织和骨骼等物质的各向异性所导致的测量误差；相比于常见方法需要将呼吸道与仪器相连接的方式具有非侵入性的优势，大大降低了交叉感染的风险。
3)本发明采用耗材为价格低廉的电极，相比常见的肺功能检测仪器成本更低。
4)于本发明是非口腔、呼吸道接触的肺功能检测方法，不会对被检人员造成呼吸阻力，能够大幅提高肺功能较弱群体检测成功率。
4)本发明通过交叉测量减少由电极位置不同时生物组织的各向异性所导致的测量误差，提高了测量准确度。
本发明的其他优点、目标和特征在某种程度上将在随后的说明书中进行阐述，并且在某种程度上，基于对下文的考察研究对本领域技术人员而言将是显而易见的，或者可以从本发明的实践中得到教导。本发明的目标和其他优点可以通过下面的说明书来实现和获得。
附图说明
为了使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本发明作优选的详细描述，其中：
图1为交叉四电极检测方法的安装方式；
图2为肺组织对应电导率与频率关系图；
图3为开关阵列与电极安装方式示意图；
图4为每个电极阵列分布下测量胸腔电阻抗方法图；(a)为方式一；(b)为方式二；(c)为方式三；(d)为方式四；
图5为生物组织等效模型；
图6为含皮肤接触电阻的生物组织简化等效电路模型；
图7为胸腔电阻抗检测装置结构图；
图8为当注入电流频率为64KHz检测结果；
图9为当注入电流频率为96KHz检测结果；
图10为当注入电流频率为128KHz检测结果；
图11为当注入电流频率为256KHz检测结果；
图12为当注入电流频率为512KHz检测结果；
图13为当注入电流频率为700KHz检测结果；
图14为当注入电流频率为1MHz检测结果。
具体实施方式
以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需要说明的是，以下实施例中所提供的图示仅以示意方式说明本发明的基本构想，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。
其中，附图仅用于示例性说明，表示的仅是示意图，而非实物图，不能理解为对本发明的限制；为了更好地说明本发明的实施例，附图某些部件会有省略、放大或缩小，并不代表实际产品的尺寸；对本领域技术人员来说，附图中某些公知结构及其说明可能省略是可以理解的。
本发明实施例的附图中相同或相似的标号对应相同或相似的部件；在本发明的描述中，需要理解的是，若有术语“上”、“下”、“左”、“右”、“前”、“后”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此附图中描述位置关系的用语仅用于示例性说明，不能理解为对本发明的限制，对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语的具体含义。
请参阅图1～图14，图1所示为交叉四电极检测方法的安装方式，交叉四电极法将电流注入电极与电压测量电极分开放置。当电流注入电极与电压测量电极间距足够远时，电压测量电极处基本没有电流通过，因此可以近似认为皮肤接触阻抗对测量精度没有影响，且一定程度上降低极化强度，提高测量的准确性，但是传统的四电极测量方法中电极位置是固定的，检测方向是单一的，忽略了电极位置不同时生物组织的各向异性可能导致的测量结果不同的问题，且传统的四电极测量法也没有考虑到由于不同的个体其胸腔大小，长宽比例都不尽相同的现象所导致的胸腔电阻抗的测量结果并不相同的问题。
本发明基于传统四电极测量法增加了交叉测量这一测量方式，改进后的四电极交叉测量法较传统的四电极测量方法可以实现更加灵活，更加准确的测量，通过控制算法实现切换注入电流电极和测量电压电极的相对位置，从而完成多方向的检测，这无疑会解决上述分析的多种因素所导致得检测信息不准确，反映胸腔内部情况不完全的问题，实现更为准确全面的胸腔电阻抗测量。
基于交叉四电极法的电流频率选取：当电极接触皮肤时，其上的正弦电流会产生时变电磁场，由于人体器官及组织非一般检测物体，其电特性会随着频率的改变发生非线性变化，以本发明研究重点肺组织为例，其电学特性易受频率影响，对应电导率与频率关系图见图2。
可知若选取过低的频率段进行检测，生物组织此时的导电性较差且频率变化不明显，需要较大的注入电流才可得到较为明显的检测信号，而人体所能承受的电流幅值有限。且该频段上所展现的生物电阻抗特性主要为细胞膜上的电特性变化，由于频率所限电流无法进入细胞内部，检测信号无法反映较为全面的胸腔内部信息。而选取过高的频率段检测则又会受制于趋肤效应，虽然该频段下胸腔部位的导电率较高且与频率变化呈正相关关系，但因其对胸腔的穿透性能较差，依然无法获取较全面的人体内部电特性信息。故本发明将使用的激励电流工作频段设定在64KHz-1MHz，该频段内电流对胸腔的穿透能力较好，电流可以穿过细胞膜流过细胞内液，能较为全面的反映胸腔部位的电学特性，为保证检测的可操作性、快捷性，根据其电导率与频率变化关系选取64KHz、96KHz、128KHz、256KHz、512KHz、700KHz、1MHz为测量频率。
基于交叉四电极法的电流幅值选取：在进行胸腔电阻抗测量时，选取电流源作为激励源，。根据欧盟CE标准，通入人体的电流不得大于2mA。为保证受测者在检测过程中不会产生不适感，考虑到受检个体对于电流的生理反应不同。故实验注入电流的幅值设定为500μA-1.5mA，实现人性化检测。为保证检测的安全性、舒适性、依从性，提高检测的可操作性、快捷性选取500μA、1mA、1.5mA为测量幅值。在使用交叉四电极法进行胸腔电阻抗测量时，在设定检测频率后，依照交叉四电极法的电极分布方式测得4类测量模式下，幅值为500μA、1mA、1.5mA的检测实验，并求其检测均值作为第一个方向上的测量值。在一个方向上的检测结束后，通过软件触发电极阵列的分布改变，再进行第二次测量，共4组测量实验，将最终将测得的各方向胸腔电阻抗均值带入计算公式求解出该设定的频率和电流幅值下交叉四电极法的测量值。开关阵列示意图如图3，电流从任意一对电流注入电极流入人体，另一对则是电压测量电极，通过算法控制从对应的电极进行电压测量。电极阵列根据注入电流流入方向分为4种方式，具体每个电极阵列分布下测量胸腔电阻抗方法如图4所示。图4(a)为方式一：两个注入电流电极分别靠近心脏端和骨骼端，两个电压测量电极分别靠近左肺端和右肺端；图4(b)为方式二：两个注入电流电极分别靠近左肺端和右肺端，两个电压测量电极分别靠近心脏端和骨骼端；图4(c)为方式三：两个注入电流电极分别靠近心脏端和左肺端，两个电压测量电极分别靠近骨骼端和右肺端；图4(d)为方式四：两个注入电流电极分别靠近骨骼端和右肺端，两个电压测量电极分别靠近心脏端和左肺端。
人体胸腔的构造较为复杂，不同器官和组织的电学特性也区别很大，在进行胸腔电阻抗的测量过程中，检测信号要穿过骨骼、肌肉、心脏和肺部等多种器官和组织。为了保证检测的真实性和便捷性，本发明将胸腔简化为肌肉、心脏、肺组织，皮肤与皮下组织，血液，骨骼这4种类将其视为集中参数，并将其分类建模。
基于上述构建原则，针对第一类生物组织：肌肉、心脏和肺脏，由于上述器官都是由大量细胞组成，故其等效电路模型可以通过生物组织等效模型描述，如图5所示，其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zc代表含大量细胞的组织器官的等效阻抗，Ri代表器官的等效内电阻，Re代表器官的等效外电阻，Cm代表器官的等效膜电容。
针对第二类生物组织：皮肤、皮下组织与脂肪组织，当电极放置于人体胸部进行测量时，电信号会通过皮肤等诸多组织。皮肤存在角质层和油脂，与皮下组织与脂肪组织一道组成一面导电能力较差的屏障，故不能直接使用生物组织等效电路模型描述其电学特性，需用图6含皮肤接触电阻的生物组织简化等效电路模型表示，其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zs为含皮肤接触电阻的生物组织等效阻抗，R′i表示生物组织的等效内电阻，R′e表示生物组织的等效外电阻，Cm表示生物组织的等效膜电容，Rc表示电极与皮肤之间接触的等效电阻，Cc表示电极与皮肤之间接触的等效电容，Cf表示脂肪组织的等效电容。
针对第三类生物组织：血液，血液是一种特殊的人体组织，由于血液其主要成分都为水分子和化学离子，少数成分为有机化合物。故不能直接使用生物组织等效电路模型描述其电学特性，可用电阻电容并联的电路模型来表示，其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zb为等效电阻，Rb代表血液的等效电阻，Cb代表血液的等效电容。
针对第四类生物组织：骨骼，骨骼主要成分是以钙和磷通过结晶方式排列的羟基磷酸钙，极难溶于水、不导电。其中还含有极少量的脂肪与水分，相较于人体其他部位，骨骼的电导率极低，导电能力极差。
表1生物组织电导率表
由表1可知，骨骼对于胸腔电阻抗的影响可以忽略不计，胸腔电阻抗的大小主要是由心脏、肺组织、肌肉、血液决定的，测量时阻抗的变化主要是由于呼吸动作引发肺部空气量发生了改变，进而导致肺组织的电导率发生改变，最终使得测量值发生变化。
当注入电流电极和电压测量电极以方式一状态下分布时，可知有4种电流路径：第1种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；第2种是电流通过等效血液层从一个注入电极到另一个注入电极；第3种是电流通过等效肌肉层从一个注入电极到另一个注入电极；第4种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式如下：
Z1＝Zs//Zb//Zm//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl)
方式二下的电流路径有3种：第1种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；第2种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉、心脏、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极；第3种是电流通过等效血液层从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式如下：
Z2＝Zs//Zb//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl+Zh)
检测模式方式三和四下的电流路径有4种：第1种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；第2种是电流通过等效血液层一个注入电极到另一个注入电极；第3种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极；第4种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、心脏、左肺从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式如下：
Z3＝Z4＝Zs//Zb//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zh)//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl)
其中，Zs表示皮下组织集中参数阻抗，Zb表示等效血液集中参数阻抗，Zrl表示右肺集中参数阻抗，Zll表示右肺集中参数阻抗，Zh表示心脏集中参数阻抗，Zm表示肌肉集中参数阻抗。
四个电极的个数选择同时满足了检测信号的强度要求与检测过程的便捷性要求，由于人体安全接触交流电压的幅值与人体体内通过的电流幅值大小有限。在保证检测对象依从性的前提下，安置单对电极所测得的检测信号较弱，而设置过多的电极会提高检测过程的复杂性，且电极吸盘与人体接触的时间有限，安装过多的电极会给检测过程造成不必要的麻烦。因此，本实施例选择设置两对共四个电极。
选择在多种不同激励频率下，采用交叉四电极测量法对胸腔电阻抗与肺部空气变化的关系进行实验时。为了达到更好的测量结果，同时考虑到实验的可操作性、快捷性和受检个体对于电流的生理反应不同等因素，故实验时选取的注入电流幅值设为500μA、1mA、1.5mA，激励电流工作频率设为64KHz、96KHz、128KHz、256KHz、512KHz、700KHz、1MHz。这符合注入电流频率与幅值的设定范围，也实现了人性化检测，保证检测的安全性，提高检测的舒适性、依从性。
实验过程中，实验要求受检人员在检测时尽可能脱去上身衣物，为防止一般活动或运动后人体呼吸值可能出现的较不规律的变化。静坐3-4分钟，而后站起双臂水平展开，在平静呼吸10个循环后，在电流注入电极和电压测量电极贴合人体前，将贴合区域及邻近部位用酒精擦拭并涂抹医用导电膏，这是为了减少皮肤接触阻抗，提高实验测量精度。将测量电极与注入电极需要分开放置，防止电极安装位置过于接近，只有电压测量电极与注入电流电极间隔距离足够远时，才能较大程度降低电极与皮肤间的接触电阻对最终测量结果的影响，提高测量的准确性。故临近两电极安装位置不得小于4-5cm。否则会导致测量电极附近的电流密度与变化幅度较大，测量结果无法客观地表现出胸腔电阻抗的变化情况。
最后用空气注入器向肺部每次注入250ml的空气，直至不能吸气为止。记录数据完成一次实验。本实验结合肺组织电导率与检测频率的关系使用交叉四电极法，在4种测量模式分别完成注入电流频率为64KHz、96KHz、128KHz、256KHz、512KHz、700KHz、1MHz，注入电流幅值为500μA、1mA、1.5mA的多次实验。并最终将胸腔电阻抗与人体肺部注入空气气体的关系进行拟合，得出胸腔电阻抗与肺部空气体积的关系。
通过多个模块完成胸腔电阻抗参数采集系统的设计，如图7所示，其包括单片机控制模块、信号发生模块、信号转换模块、信号处理模块、开关阵列模块、信号采集解调模块组成。DDS序列通过FPGA产生，通过数模转换电路和幅值控制电路实现幅值可控的模拟信号输出，经过滤波放大和电压控电流源电路实现设计所需的电流输出，通过开关阵列控制将电流注入胸腔，使用信号采集解调模块实现信号调理，经过滤波放大、模数转换后得到测量阻抗值，利用单片机控制幅值控制电路和FPGA实现检测信号的幅值和频率设定并将阻抗值传递给上位机系统。
使用交叉四电极测量法进行人体测量时，通过控制算法切换电极阵列分布，在不同的测量模式下经过多次测量，将测得的胸腔电阻抗数据值求均值得到最终结果；使用ADG1207模拟开关与多路复用器构建开关阵列模块，通过串行测量方式实现测量，从另一对电压测量电极实现检测信号的获取；其中每一个电极都可以根据控制策略改变其测量功能，开关阵列1与开关阵列2组成电流注入通道选择电路，可选择任意一对电极在人体中形成电流回路；开关阵列3与开关阵列4组成电压测量通道选择电路，可选择任意一路电压信号通入电压采样电路中；开关阵列5为电流采样通道选择电路，U1、U2、U3、U4分别为电流采样电路上电阻的电压值，通过对其采样实现对注入电流的采样，达到检测实验所的4种测量模式的功能。如图3所示，胸腔上的标记1、2、3、4分别表示电极1、2、3、4。本领域技术人员可知，根据开关阵列1～4选择连接哪个电极，决定了测量模式，不仅限于上述4中测量模型。
选取AFE4300芯片实现设计所需的信号采集解调模块功能，AFE4300内部的模数转换器可以保证开关阵列处的电压、电流信号同步采样，利用IQ解调方法实现测量阻抗信息解调，IQ解调利用电压控电流源电路的输出信号与参考电压信号的相位差实现解调得到测量电压信号。设电压控电流源输出电流的幅值为A，频率为fs，对应角频率为ωs，开关阵列电流电压相角差，即胸腔电阻抗相角为θ，胸腔电阻抗测量值为|Z|。
设参考电压信号为：
Vc＝sin(ωst)
开关阵列处测量电压信号为：
V＝A|Z|sin(ωst+θ)
IQ解调将测量电压信号与参考电压信号相乘，利用低通滤波电路提取其直流成分。
可知，低通滤波电路输入电压信号为：
可得测量电压信号直流分量为：
同理，使参考电压相位进行90°延时，将测量电压信号与参考电压信号相乘，可得测量电压信号交流分量为：
可以求得阻抗：
如图3所示，电极安装方式共4种，故检测模式共有4种。本发明使用串行测量方式分时对胸腔电阻抗进行测量。电流信号从任意一对注入电流电极流入，电压信号可以从任意一对电极获取。实现了信号注入和信号测量模块的多路复用，增加检测模式种类，提高检测精度与效率，降低检测成本。
为了获取全面细致的测量值反映胸腔电阻抗的真实情况，需要在4个方向分别进行胸腔电阻抗测量实验，在设定检测频率后，依照交叉四电极法的电极分布方式测得4类测量模式下，幅值为500μA、1mA、1.5mA的检测实验，并求其检测均值，得到对应的胸腔电阻抗测量均值：Z1、Z2、Z3、Z4。
综合上述测得的胸腔电阻抗测量均值，结合每类测量模式下电流注入电极和测量电压电极的相对位置，经过多次测量后得到综合胸腔电阻抗均值公式，如下式：
A＝0.2319(参数变化范围(0.2239,0.2387))
B＝0.3197(参数变化范围(0.3142,0.3235))
C＝0.1871(参数变化范围(0.1847,0.1908))
D＝0.1648(参数变化范围(0.1631,0.1664))
其中，Z表示胸腔电阻抗值，L表示胸腔长度，W表示胸腔宽度,A，B，C，D为约束系数。
以检测频率64KHz的实验组为例，其测量计算所得胸腔电阻抗值如下表2所示。
表2测量所得胸腔电阻抗值表
当注入电流频率为64KHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图8所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝1.369(参数变化范围(-0.3896,3.127))
B＝-0.6433(参数变化范围(-1.05,-0.2348))
C＝64.22(参数变化范围(62.44,65.99))
D＝0.06195(参数变化范围(0.05237,0.07154))
R-square＝0.9997，RMSE＝0.06207
当注入电流频率为96KHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图9所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝1.998(参数变化范围(1.857,2.14)
B＝-0.001073(参数变化范围(-0.001242,-0.0009053))
C＝54.18(参数变化范围(54,54.36))
D＝0.00004545(参数变化范围(0.00004461,0.00004629))
R-square＝1，RMSE＝0.01854
当注入电流频率为128KHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图10所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝57.39(参数变化范围(57.31,57.47))
B＝0.05607(参数变化范围(0.0544,0.05775))
C＝0.00002285(参数变化范围(-0.0003274,0.0003731))
D＝-6.434(参数变化范围(-16.11,3.242))
R-square＝0.9988，RMSE＝0.12221
当注入电流频率为256KHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图11所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝2.785(参数变化范围(2.055,3.515))
B＝-0.0008849(参数变化范围(0.0544,0.05775))
C＝46.36(参数变化范围(-0.0013,-0.0004698))
D＝0.00005449(参数变化范围(0.0000501,0.00005887))
R-square＝0.9996，RMSE＝0.06323
当注入电流频率为512KHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图12所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝1.67(参数变化范围(1.264,2.076))
B＝-0.001208(参数变化范围(-0.001965,-0.0004517))
C＝43.26(参数变化范围(42.73,43.79))
D＝0.00005189(参数变化范围(0.00004865,0.00005512))
R-square＝0.9995，RMSE＝0.06978
当注入电流频率为700KHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图13所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝2.886(参数变化范围(2.473,3.299))
B＝-0.0007342(参数变化范围(-0.0008922,-0.0005761))
C＝38.15(参数变化范围(37.68,38.62))
D＝0.00006358(参数变化范围(0.00006096,0.0000662))
R-square＝0.9999，RMSE＝0.02384
当注入电流频率为1MHz，注入电流幅值为500μA，1mA，1.5mA时，进行测量并求其均值，其检测结果如图14所示。
拟合关系式如下：
Z＝AeBx+CeDx
A＝2.992(参数变化范围(2.727,3.257))
B＝-0.0006643(参数变化范围(-0.0007463,-0.0005823))
C＝34.72(参数变化范围(34.42,35.01))
D＝0.00006834(参数变化范围(0.00006662,0.00007))
R-square＝1，RMSE＝0.01235
其中，Z表示胸腔电阻抗，x表示注入空气量，R-square为拟合确定系数，RMSE为均方差误差，通过以上诸式的拟合确定系数和均方差误差可知通过交叉四电极法进行检测可准确描述胸腔电阻抗和注入空气量的关系，在实际的使用中可以快速得出基于交叉四电极法的胸腔电阻抗测量结果。实现基于生物电阻抗技术的肺功能参数的计算、测量功能。
最后说明的是，以上实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管参照较佳实施例对本发明进行了详细说明，本领域的普通技术人员应当理解，可以对本发明的技术方案进行修改或者等同替换，而不脱离本技术方案的宗旨和范围，其均应涵盖在本发明的权利要求范围当中。
Claims (5)
1.一种基于交叉四电极法的胸腔电阻抗无创检测方法，其特征在于，该方法是利用四个电极分别置于人体胸腔的正前方、正后方、正左方、正右方，使用开关阵列实现任意一个电极的功能转换，检测过程中共有设有一对注入电流电极和一对电压测量电极，应用四种检测模式进行胸腔电阻抗测量，具体包括以下步骤：
S1：确定检测频率，具体包括：根据生物组织电导率与检测频率的关系，确定胸腔电阻抗测量所需的测量电流频率；
S2：在同一个电流流入方向连续进行不同幅值的测量，得到每次检测的测量值；具体包括：根据人体对不同幅值下电流激励的反应现象，确定胸腔电阻抗检测所需的测量电流幅值；电流从设定的注入电极流入人体，从设定的测量电极进行电压测量；
其中，检测模式根据电流流入方向分为四种，具体包括：
检测模式一：两个注入电流电极分别靠近心脏端和骨骼端；两个电压测量电极分别靠近左肺端和右肺端；
检测模式二：两个注入电流电极分别靠近左肺端和右肺端；两个电压测量电极分别靠近心脏端和骨骼端；
检测模式三：两个注入电流电极分别靠近心脏端和左肺端；两个电压测量电极分别靠近骨骼端和右肺端；
检测模式四：两个注入电流电极分别靠近骨骼端和右肺端；两个电压测量电极分别靠近心脏端和左肺端；
1)当注入电流电极和电压测量电极以检测模式一状态分布时，有四种电流路径：
第一种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；
第二种是电流通过等效血液层从一个注入电极到另一个注入电极；
第三种是电流通过等效肌肉层从一个注入电极到另一个注入电极；
第四种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式为：
Z1＝Zs//Zb//Zm//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl)
2)当注入电流电极和电压测量电极以检测模式二状态下分布时，有三种电流路径：
第一种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；
第二种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉、心脏、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极；
第三种是电流通过等效血液层从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式为：
Z2＝Zs//Zb//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl+Zh)
3)当注入电流电极和电压测量电极以检测模式三或四状态下分布时，有四种电流路径：
第一种是电流通过皮肤与皮下组织从一个注入电极到另一个注入电极；
第二种是电流通过等效血液层一个注入电极到另一个注入电极；
第三种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、左右肺从一个注入电极到另一个注入电极；
第四种是电流通过皮肤与皮下组织、等效血液层、等效肌肉层、心脏、左肺从一个注入电极到另一个注入电极，其表达式为：
Z3＝Z4＝Zs//Zb//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zh)//(Zs+Zb+Zm+Zll+Zrl)
其中，Zs表示皮下组织集中参数阻抗，Zb表示等效血液集中参数阻抗，Zrl表示右肺集中参数阻抗，Zll表示右肺集中参数阻抗，Zh表示心脏集中参数阻抗，Zm表示肌肉集中参数阻抗；
S3：求取均值作为该电流流入方向上的测量值，计算得到对应电流路径的胸腔电阻抗测量值；
S4：在同一个电流流入方向上的测试结束后，通过改变电极阵列的分布，重复步骤S2的测量，共进行四种检测模式的测量，减少由于生物组织各向异性导致的测量误差；
S5：根据测得的各电流路径的胸腔电阻抗测量值，计算得到在设定的电流频率和电流幅值下的综合胸腔电阻抗测量均值为：
其中，Z表示胸腔电阻抗值，L表示胸腔长度，W表示胸腔宽度，A，B，C，D为约束系数。
2.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗无创检测方法，其特征在于，步骤S1中，确定胸腔电阻抗检测所需的测量电流频率设定在64KHz-1MHz，具体测量电流频率设为64KHz、96KHz、128KHz、256KHz、512KHz、700KHz、1MHz。
3.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗无创检测方法，其特征在于，步骤S2中，确定胸腔电阻抗检测所需的测量电流幅值设定在500μA-1.5mA，具体测量电流幅值设为500μA、1mA、1.5mA。
4.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗无创检测方法，其特征在于，步骤S1中，胸腔电阻抗测量中，胸腔包括以下四类：
第一类生物组织：肌肉、心脏和肺脏，等效电路模型通过生物组织等效模型描述；其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zc表示含大量细胞的组织器官的等效阻抗，Ri表示器官的等效内电阻，Re表示器官的等效外电阻，Cm表示器官的等效膜电容；
第二类生物组织：皮肤、皮下组织与脂肪组织，用含皮肤接触电阻的生物组织简化等效电路模型表示；其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zs为含皮肤接触电阻的生物组织等效阻抗，R′i表示生物组织的等效内电阻，R′e表示生物组织的等效外电阻，Cm表示生物组织的等效膜电容，Rc表示电极与皮肤之间接触的等效电阻，Cc表示电极与皮肤之间接触的等效电容，Cf表示脂肪组织的等效电容；
第三类生物组织：血液，用电阻电容并联的电路模型来表示，其等效集中参数总阻抗为：
其中，Zb为等效电阻，Rb表示血液的等效电阻，Cb表示血液的等效电容；
第四类生物组织：骨骼。
5.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗无创检测方法，其特征在于，步骤S4中，通过控制算法切换电极阵列分布实现多个方向的测量，使用模拟开关与多路复用器构建开关阵列模块，通过串行测量方式实现测量。
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Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN2705789Y (zh) * | 2003-11-18 | 2005-06-22 | 华中科技大学 | 一种生物组织多频率阻抗测量装置 |
| CN102973269A (zh) * | 2012-12-24 | 2013-03-20 | 重庆大学 | 一种交叉平面电阻抗成像测量装置及方法 |
| JP2016032434A (ja) * | 2014-07-30 | 2016-03-10 | 国立研究開発法人産業技術総合研究所 | 脂肪交雑値の推定方法 |
| CN106037650A (zh) * | 2016-06-13 | 2016-10-26 | 河北工业大学 | 一种混合变差生物电阻抗成像方法 |
| CN106264522A (zh) * | 2015-05-15 | 2017-01-04 | 南京锐达金电子科技有限公司 | 一种基于生物电阻抗分析法的无创血糖检测方法及其装置 |
| JP2018505761A (ja) * | 2015-01-14 | 2018-03-01 | アールエス メディカル モニタリング リミテッド | 生体の内部電気インピーダンスをモニタリングする方法およびシステム |
| CN109567805A (zh) * | 2017-09-29 | 2019-04-05 | 上海交通大学 | 基于胸阻抗测量的高性能肺功能检测系统及方法 |
| CN109862827A (zh) * | 2016-05-31 | 2019-06-07 | 王伟 | 用于皮下微生物通道的定位的电阻抗测量和eit成像 |
| CN210784655U (zh) * | 2018-10-16 | 2020-06-19 | 深圳宇石科技有限公司 | 一种便携射频美容装置 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20050107833A1 (en) * | 2003-11-13 | 2005-05-19 | Freeman Gary A. | Multi-path transthoracic defibrillation and cardioversion |
| US9089275B2 (en) * | 2005-05-11 | 2015-07-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sensitivity and specificity of pulmonary edema detection when using transthoracic impedance |
| US8706219B2 (en) * | 2005-12-22 | 2014-04-22 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method and apparatus for monitoring an organ of a patient |
| US20090275854A1 (en) * | 2008-04-30 | 2009-11-05 | Zielinski Todd M | System and method of monitoring physiologic parameters based on complex impedance waveform morphology |
| US9597511B2 (en) * | 2011-10-31 | 2017-03-21 | Medtronic, Inc. | Method to assess hemodynamic performance during cardiac resynchronization therapy optimization using admittance waveforms and derivatives |
| US20140276166A1 (en) * | 2013-03-13 | 2014-09-18 | Cardiologic Innovations Ltd | Method of measuring bioimpedance |
| US9943241B2 (en) * | 2014-06-12 | 2018-04-17 | PhysioWave, Inc. | Impedance measurement devices, systems, and methods |
-
2020
- 2020-09-25 CN CN202011024684.0A patent/CN112220472B/zh active Active
Patent Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN2705789Y (zh) * | 2003-11-18 | 2005-06-22 | 华中科技大学 | 一种生物组织多频率阻抗测量装置 |
| CN102973269A (zh) * | 2012-12-24 | 2013-03-20 | 重庆大学 | 一种交叉平面电阻抗成像测量装置及方法 |
| JP2016032434A (ja) * | 2014-07-30 | 2016-03-10 | 国立研究開発法人産業技術総合研究所 | 脂肪交雑値の推定方法 |
| JP2018505761A (ja) * | 2015-01-14 | 2018-03-01 | アールエス メディカル モニタリング リミテッド | 生体の内部電気インピーダンスをモニタリングする方法およびシステム |
| CN106264522A (zh) * | 2015-05-15 | 2017-01-04 | 南京锐达金电子科技有限公司 | 一种基于生物电阻抗分析法的无创血糖检测方法及其装置 |
| CN109862827A (zh) * | 2016-05-31 | 2019-06-07 | 王伟 | 用于皮下微生物通道的定位的电阻抗测量和eit成像 |
| CN106037650A (zh) * | 2016-06-13 | 2016-10-26 | 河北工业大学 | 一种混合变差生物电阻抗成像方法 |
| CN109567805A (zh) * | 2017-09-29 | 2019-04-05 | 上海交通大学 | 基于胸阻抗测量的高性能肺功能检测系统及方法 |
| CN210784655U (zh) * | 2018-10-16 | 2020-06-19 | 深圳宇石科技有限公司 | 一种便携射频美容装置 |
Non-Patent Citations (12)
| Title |
|---|
| Analysis for the change of skin impedance;Yamamoto, T.等;《Medical & Biological Engineering & Computing》;第15卷(第3期);219–227 * |
| Analysis, Design, and Experiment of FVC Detection Device Using the Cross Four-Electrode Method;Pengcheng Zhao等;《 IEEE Transactions on Instrumentation and Measurement》;第70卷;4002811-1-11 * |
| Wearable Bioimpedance Measurement for Respiratory Monitoring During Inspiratory Loading;Dolores Blanco-Almazán等;《Journals & Magazines》(第7期);89487 - 89496 * |
| 一种交叉平面电阻抗成像测量装置及方法;冉鹏等;《科技成果》;全文 * |
| 基于S3C2440的阻抗测量系统的研制;么学智;王光景;赵兴群;;软件(第04期);73-76 * |
| 基于生物电阻抗技术的肺功能检测方法与系统研究;陈建君;《中国优秀硕士学位论文全文数据库医药卫生科技辑》(第4期);C042-1714 * |
| 基于生物阻抗谱的细胞电学特性研究;姚佳烽等;《物理学报》;第69卷(第16期);163301 * |
| 基于胸阻抗的人体肺功能参数测量方法;杨建明;《南方医科大学学报》;第33卷(第9期);1352-1356 * |
| 徐桂芝等.《生物医学电阻抗成像技术》.机械工业出版社,2010,164-188. * |
| 生物组织电导率磁感应测量原理及系统研究;徐征;何为;何传红;张占龙;;仪器仪表学报(第09期);88-92 * |
| 织物电极的皮肤-电极接触阻抗测量方法分析;宋晋忠等;《现代生物医学进展》;第24卷(第15期);4777-4781 * |
| 脑EIT中边界电压随颅内电阻率扰动变化情况的仿真研究;董秀珍;史学涛;付峰;尤富生;刘锐岗;;中国生物医学工程学报(第05期);7-12 * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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