CN112231997B - 基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法，属于医用检测技术领域。该方法根据胸腔各组织的细胞组成、构成成分以及导电能力进行分类建模，确定仿真激励源参数以及各区域的电磁场约束条件、场域方程以及边界条件，分区构建胸腔数学物理模型，然后利用有限元仿真方法实现胸腔仿真模型的构建，进行仿真实验分析和各项参数测试，确定肺部空气参数与胸腔电阻抗仿真值的变化关系。本发明能够很好的模拟实际胸腔电阻抗的检测情形，能够根据激励信号有效反应胸腔各部位的电学特性和各项参数，为后续有关胸腔电阻抗测量和肺功能检测即肺部呼吸能力检测实验提供理论依据，有较高的参考和指导价值。

Description

基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法

技术领域

本发明属于医用检测技术领域，涉及基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法。

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。且不能进行实时在线监护，无法满足准确、安全和便捷的要求。

发明内容

有鉴于此，本发明的目的在于提供一种基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法，针对现有肺功能检测技术所存在的检测成本高、交叉感染风险大以及单一模式化测量等问题，分区构建胸腔电阻抗电路模型，确定胸腔的电学特性与肺部空气量之间存在的关系，在建立检测方法的基础上对胸腔进行分区搭建数学物理模型进行电磁学性质的计算，并构建胸腔仿真模型，实时反映具体肺部电场分布情况。

为达到上述目的，本发明提供如下技术方案：

一种基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法，根据生物组织细胞组成、构成成分及导电能力进行分类建模，分区构建胸腔数学物理模型，通过有限元仿真方法实现胸腔仿真模型的建立，在此基础上进行仿真实验、测试各项参数，具体包括以下步骤：

S1：根据胸腔各组织的细胞组成、构成成分以及电学特性对其进行分类，构建等效电路模型实现精细化建模；

将胸腔组织依照其细胞组成、构成成分以及导电能力分为四类，具体为：

第一类：全部由一般细胞组成，含水量为75％-85％，电导率为0.138-0.613S/m，导电能力良好的器官组织类；

第二类：由表皮死细胞、一般细胞和脂肪细胞等组成，含水量为15％-35％，脂肪含量约占人体全部脂肪含量的65％-70％，电导率为0.031S/m，导电能力中等的皮肤组织类；

第三类：由无核细胞、血浆组成，含水量为90％，电导率为0.734S/m，导电能力优秀的血液类；

第四类：由一般细胞和无机盐组成，含水量为15％-25％，羟基磷酸钙等钙质成分为65％-75％，电导率为0.0032S/m，导电能力差的骨骼类；

含有大量细胞、拥有一定脂类和水分、有一定导电能力的器官组织类；含有一定量细胞、拥有大量脂类、电导率较低的皮肤组织类；含一定量细胞、拥有大量水分、电导率最高的血液类；含有少量细胞、拥有大量羟基磷酸钙、电导率最低的骨骼类；

S2：根据肺组织体积V_f、空气体积V_k和肺组织中各类物质体积V_z关系，确定呼吸过程中肺部空气量参数与肺组织电导率的变化关系；

S3：确定仿真激励电流的参数量以及各区域的电磁场约束条件、求解域方程以及边界条件，分区构建胸腔数学物理模型；

S4：基于有限元仿真软件COMSOL，设置胸腔各部分求解域的仿真参数，实现胸腔仿真模型的构建；进行仿真实验分析和各项参数测试，确定肺部空气参数与胸腔电阻抗仿真值的变化关系。

进一步，步骤S1中，所述器官组织类包括：肌肉、心脏和肺脏；器官组织类等效电路模型通过生物组织等效模型描述，等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_c表示含大量细胞的组织器官的等效阻抗，R_i表示器官的等效内电阻，R_e表示器官的等效外电阻，C_m表示器官的等效膜电容，ω表示角速度。

进一步，步骤S1中，所述皮肤组织类包括：皮肤、皮下组织与脂肪组织；皮肤组织类用含皮肤接触电阻的生物组织简化等效电路模型表示，等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_s表示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，C′_m表示生物组织的等效膜电容，R_c表示电极与皮肤之间接触的等效电阻，C_c表示电极与皮肤之间接触的等效电容，C_f表示脂肪组织的等效电容。

进一步，步骤S1中，所述血液类用电阻电容并联的电路模型表示，等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_b为等效电阻，R_b代表血液的等效电阻，C_b代表血液的等效电容。

进一步，步骤S2中，假设肺组织体积V_f由空气体积V_k和肺组织中各类物质体积V_z构成；设空气填充比例系数V为空气体积与肺组织中各类物质体积的比值；呼吸过程中肺部空气量的变化导致肺部体积的变化，在电学特性上表示为肺部组织的介电常数和电导率发生改变；呼吸过程中肺部空气量参数与肺组织电导率的变化关系参数模型为：

V_f＝V_k+V_z

σ＝a·V^b

其中，参数a∈(0.1455,0.148)，b∈(-0.1998,-0.1886)，电导率

当肺部空气体积增大时，胸腔电导率会随着肺部吸入空气体积的增大而减小，胸腔电阻抗与肺部空气量呈正相关关系。

进一步，步骤S3中，分区构建胸腔数学物理模型，具体包括：

当电极接触皮肤时，正弦电流会产生时变电磁场；使用的激励电流工作频段设定在64KHz-1MHz，使用多频点变频检测方法在该频段内选取多个检测频率，达到获取最优化测量结果的目的；

注入电流与仿真注入电流的幅值设定为500μA-1.5mA；

肌肉、心脏和肺脏的电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_c＝ε₀ε_rcE_c

B_c＝μ_cH_c

J_c＝σ_cE_c+jωD_c+J_e

皮肤、皮下组织与脂肪组织电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_s＝ε₀ε_rsE_s

B_s＝μ_sH_s

J_s＝σ_sE_s+jωD_s+J_e

血液的电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_b＝ε₀ε_rbE_b

B_b＝μ_bH_b

J_b＝σ_bE_b+jωD_b+J_e

骨骼的电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_o＝ε₀ε_roE_o

B_o＝μ_oH_o

J_o＝σ_oE_o+jσD_o+J_e

其中，E为电场强度，

为电位，J为电流密度，D为电位移矢量，B为磁感应强度，H磁场强度，σ为电导率，Q为电荷量，不同下角标代表不同部位的电场强度；ε_rx为相对介电常数，x为不同部位对应的下角标；ω为角速度，

为散度。

更进一步，设定电流为均匀分布，边界电位和求解域分布保持一致，得到边界条件为：

皮肤接触非空气及骨骼区域：

其中，

表示对n求导；

血液接触非骨骼区域：

含大量细胞的组织器官接触非骨骼区域：

皮肤接触空气的区域：

其中，

表示与皮肤接触的空气区域电位；

骨骼表面区域：

其中，

表示与骨骼接触的非骨骼区域电位的求和。

进一步，所述步骤S4中，构建胸腔仿真模型具体包括：设置胸腔各部位的参数，调整肺组织空气填充比例系数V，在注入电流幅值不同的情况下，得到相对应的测量电压，从而计算出不同空气填充比例系数设定下的胸腔电阻抗值；

胸腔电阻抗仿真值Z与空气填充比例系数V的拟合关系式为：

Z＝Ae^BV+Ce^DV

其中，参数A∈(39.52,40.96)，B∈(0.01768,0.04681)，C∈(-4.042,-2.797)，D∈(-6.143,-2.484)。

步骤S2与S4所得结果互相验证，确定肺部空气参数与胸腔电阻抗值呈正相关关系，并确定二者之间的拟合关系函数式，实现基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法对肺部空气量参数即肺部呼吸能力的计算功能。

本发明的有益效果在于：

1)本发明通过精细化分区构建胸腔电阻抗电路模型，提高仿真测试精度。

2)本发明通过确定胸腔的电学特性与肺部空气量之间存在的关系，能很好的模拟实际胸腔电阻抗的检测情形，能够根据激励信号有效反应胸腔各部位的电学特性和各项参数，为后续有关胸腔电阻抗测量和肺功能参数即肺部呼吸能力检测实验提供理论依据，有良好的指导和参考价值。

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为本发明胸腔电阻抗仿真方法的原理图；

图2为肌肉、心脏和肺脏的生物组织等效模型；

图3为含皮肤接触电阻的生物组织等效电路模型；

图4为肺部电导率与空气填充比例系数关系图；

图5为对应电特性频谱图；

图6为胸部CT图；

图7为胸部边缘检测图；

图8为仿真几何模型图；

图9为胸腔电阻抗与空气填充比例系数关系图；

图10为胸腔电流密度与电压分布仿真图；其中(a)为单一频率的电流方向一；(b)为单一频率的电流方向二；(c)为单一频率的电流方向三；(d)为单一频率的电流方向四。

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。

请参阅图1～图10，图1为本发明基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法的原理图，该方法根据生物组织电学特性进行分类建模，确定仿真激励源参数以及各区域的电磁场约束条件、求解域方程以及边界条件，分区构建胸腔数学物理模型，进而在有限元仿真软件COMSOL中实现胸腔仿真模型的构建，进行仿真实验分析和各项参数测试，确定肺部空气参数与胸腔电阻抗仿真值的变化关系。

由于人体胸部结构较为复杂，检测信号要穿过皮肤与皮下组织、血管、骨骼、肌肉、心脏和肺部，其中细胞外液、细胞内液和血液中存在大量的水分子和离子，可将其看作为电解质，电学模型等效为电阻。细胞膜、脂肪等主要成分为脂质和蛋白质的高分子物质，其电学特性可视为容性，将其等效为电容。在通过直流及低频电流时，电流基本通过细胞外液无法流入细胞内，当频率不断提高，细胞容抗不断减小，随之进入细胞内部的电流值也增大，所以为了更好地体现生物组织的电特性，本发明选用64KHz-1MHz频率段作为激励电流的频率选取区间。

由上述分析可知生物组织的电特性相当复杂，有必要对其进行分类并精细化建模，根据胸腔内组织成分的不同特性，可分为四类情况。具体的分类形式如下：

第一类，器官组织类(含有大量细胞、拥有一定脂类和水分、有一定导电能力)，包括：肌肉、心脏和肺脏；

第二类，皮肤组织类(含有一定量细胞、拥有大量脂类、电导率较低)，包括：皮肤、皮下组织与脂肪组织；

第三类，血液类(含一定量细胞、拥有大量水分、电导率较高)；

第四类，骨骼类(含有少量细胞、拥有大量羟基磷酸钙、电导率最低)。

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，有一定的导电能力，故其等效电路模型可以通过生物组织等效模型描述，如图2所示，其等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_c表示含大量细胞的组织器官的等效阻抗，R_i表示器官的等效内电阻，R_e表示器官的等效外电阻，C_m表示器官的等效膜电容，ω表示角速度。

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，其电导率较低，用图3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，Z_s表示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，C′_m表示生物组织的等效膜电容，R_c表示电极与皮肤之间接触的等效电阻，C_c表示电极与皮肤之间接触的等效电容，C_f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，有较高的电导率。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，Z_b为等效电阻，R_b代表血液的等效电阻，C_b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，对于人体的等效阻抗影响可以忽略不计。

下一步，研究胸腔生物电阻抗与呼吸空气量的关系。由于人体除肺部外大部分组织器官的体积是不变的，受空气影响的因素非常小，可将其电导率视为恒定不变的。而肺部在呼吸空气的过程中会发生形变，体积上有较大程度的变化，其电学性质在呼吸空气时较之人体其他组织器官有较大幅度的变化，故有必要具体分析肺部电学性质与肺部空气变化量的关系。假设肺组织体积V_f由空气体积V_k和肺组织中各类物质体积V_z构成。设空气填充比例系数V为空气体积与肺组织中各类物质体积的比值。呼吸过程中肺部空气量的变化导致肺部体积的变化，在电学特性上表示为肺部组织的介电常数和电导率发生改变。一般情况下认为电导率

肺部电导率与空气填充比例系数V的关系如图4所示。

其参数模型如下所示：

V_f＝V_k+V_z

σ＝a·V^b

本实验中，参数a＝0.1468，变化范围为(0.1455,0.148)；

b＝-0.1942，变化范围为(-0.1998,-0.1886)；R-square＝0.997，RMSE＝0.002029；

拟合确定系数高达0.997，均方差误差只有0.002029，可知该模型可准确描述肺部电导率和空气填充比例系数的关系，当肺部空气体积增大时，胸腔电导率会随着肺部吸入空气体积的增大而减小，故胸腔电阻抗与肺部空气量呈正相关关系。

然后分区构建胸腔数学物理模型、建立胸腔仿真模型，具体过程如下：

当电极接触皮肤时，其上的正弦电流会产生时变电磁场，由于人体细及组织非一般的检测物体，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，对应电特性频谱图见图5。

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，而选取过高的频率段检测则又会受制于趋肤效应，因其对组织的穿透性能较差，致使无法较全面的获取人体内部电特性信息。故本实施例使用的激励电流工作频段设定在64KHz-1MHz，在该频段内通过选取合适的检测频率，使用多频点变频检测方法达到获取最优化测量结果的目的。

当体内通入的电流越大，则人体形成的电信号就越强，因此电流应该尽量的大，但是根据欧盟CE标准，通入人体的电流不得大于2mA。且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。故实验注入电流与仿真注入电流的幅值设定为500μA-1.5mA，实现人性化检测，保证检测的安全性，提高检测的舒适性、依从性。

由于人体组织结构较为复杂，电学特性差异很大，本发明以分区构建胸腔生物阻抗为基础，分区建立数学模型。为了易于建立模型，降低仿真难度，将胸部结构进行一定程度的简化：

(1)由于胸部结构较为复杂，各种器官组织较多。故需将这些生物组织简化为：肌肉、心脏、骨骼、肺组织、血液、皮肤与皮下组织；

(2)设定胸部的生物组织的电导率都为各向同性，简化模型；

(3)在胸部施加电极后，胸腔内会产生三维电场，在保证仿真真实性的前提和简化操作步骤的要求下，可将其等效为二维电场。

由于施加的激励频率较低，可以忽略人体结构内部的位移电流，考虑各分区内部的电磁场约束条件，并求取区域边界条件。以皮肤与皮下组织为例，其电磁场约束条件及求解域描述方程表达式为：

以肌肉、心脏和肺脏等由大量细胞组成的器官为例，其电磁场约束条件及求解域描述方程表达式为：

其中，

D_c＝ε₀ε_rcE_c

B_c＝μ_cH_c

J_c＝σ_cE_c+jωD_c+J_e

皮肤、皮下组织与脂肪组织电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_s＝ε₀ε_rsE_s

B_s＝μ_sH_s

J_s＝σ_sE_s+jωD_s+J_e

以血液为例，其电磁场约束条件及求解域描述方程表达式为：

其中，

D_b＝ε₀ε_rbE_b

B_b＝μ_bH_b

J_b＝σ_bE_b+jωD_b+J_e

以骨骼为例，其电磁场约束条件及求解域描述方程表达式为：

其中，

D_o＝ε₀ε_roE_o

B_o＝μ_oH_o

J_o＝σ_oE_o+jωD_o+J_e

设定电流为均匀分布，其边界电位和求解场域分布保持一致，可得到边界条件如下：

皮肤接触非空气及骨骼区域：

血液接触非骨骼区域：

含大量细胞的组织器官接触非骨骼区域：

皮肤接触空气的区域：

骨骼表面区域：

利用上述公式可完成胸腔电阻抗测量的数理模型的构建。数理模型的建立以胸腔内部精细化生物等效电阻抗模型的建立为基础，以电磁场理论作为出发点，使各区域满足电磁场区域约束条件、场域方程以及边界条件。

下一步，建立胸腔仿真模型。

基于有限元仿真软件COMSOL，设置胸腔各部分求解域的仿真参数，实现胸腔仿真模型的构建。由于在64KHz-1MHz频率段内除肺组织以外的人体器官组织其电学特性随激励频率的变化相对较小，为简化仿真步骤将其对应求解域的电导率设定为均值。本实验仿真电流值设定为1mA，仿真电流频率设定为64KHz。胸部建模仿真和材料设定步骤如下：图6为胸部CT图像；图7为边缘检测结果图；如图8为胸部真实横截面图。各分区域仿真参数如表1所示。

表1仿真参数表

对胸腔仿真模型设置胸腔各部位的参数后，调整肺组织空气填充比例系数V，在注入电流幅值不同的情况下，得到相对应的测量电压，从而计算出不同空气填充系数设定下的胸腔电阻抗值。进一步分析肺部空气量与胸腔电阻抗关系，由于肺组织中各类物质体积不会改变，此时通过改变空气填充比例系数V，便可代表肺部空气体积的大小的改变。不同肺部空气量下胸腔电阻抗的仿真值如表2所示，空气填充比例系数V与胸腔电阻抗的变化关系如图9所示，然后对设计好的仿真模型按照交叉四电极检测方法分别进行仿真，再对其网格剖分计算求解，可得到图10。

表2胸腔电阻抗仿真表

根据表2和图9，可以得到胸腔电阻抗仿真值Z与空气填充比例系数V的拟合关系式如下：

Z＝Ae^BV+Ce^DV

本实验中，A＝40.24，参数变化范围为(39.52,40.96)；

B＝0.03225参数变化范围为(0.01768,0.04681)；

C＝-3.419参数变化范围为(-4.042,-2.797)；

D＝-4.314参数变化范围为(-6.143,-2.484)；

R-square＝0.9975，RMSE＝0.07666；

由实验结果分析可知：当肺部空气体积增大时，胸腔电阻抗会随着肺部空气体积的增大而增大，胸腔电阻抗与肺部空气量呈正相关关系。根据上述确定得拟合关系式，实现了基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法对肺部空气量参数即肺部呼吸能力的计算功能。

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)

1.一种基于人体组织电导率精细化建模设计的胸腔电阻抗仿真方法，其特征在于，该方法根据生物组织细胞组成、构成成分及导电能力进行分类建模，分区构建胸腔数学物理模型，通过有限元仿真方法实现胸腔仿真模型的建立，在此基础上进行仿真实验、测试各项参数，具体包括以下步骤：

S1：根据胸腔各组织的细胞组成、构成成分以及电学特性对其进行分类，构建等效电路模型实现精细化建模；

将胸腔组织依照其细胞组成、构成成分以及导电能力分为四类，具体为：

第一类：全部由一般细胞组成，含水量为75％-85％，电导率为0.138-0.613S/m，导电能力良好的器官组织类；

第二类：由表皮死细胞、一般细胞和脂肪细胞组成，含水量为15％-35％，脂肪含量占人体全部脂肪含量的65％-70％，电导率为0.031S/m，导电能力中等的皮肤组织类；

所述皮肤组织类包括：皮肤、皮下组织与脂肪组织；皮肤组织类用含皮肤接触电阻的生物组织简化等效电路模型表示，等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_s表示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，C′_m表示生物组织的等效膜电容，R_c表示电极与皮肤之间接触的等效电阻，C_c表示电极与皮肤之间接触的等效电容，C_f表示脂肪组织的等效电容，ω表示角速度；

第三类：由无核细胞、血浆组成，含水量为90％，电导率为0.734S/m，导电能力优秀的血液类；

所述血液类用电阻电容并联的电路模型表示，等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_b为等效电阻，R_b代表血液的等效电阻，C_b代表血液的等效电容，ω表示角速度；

第四类：由一般细胞和无机盐组成，含水量为15％-25％，钙质成分为65％-75％，电导率为0.0032S/m，导电能力差的骨骼类；S2：根据肺组织体积V_f、空气体积V_k和肺组织中各类物质体积V_z关系，确定呼吸过程中肺部空气量参数与肺组织电导率的变化关系；

S3：确定仿真激励电流的参数量以及各区域的电磁场约束条件、求解域方程以及边界条件，分区构建胸腔数学物理模型；

S4：基于有限元仿真方法，设置胸腔各部分求解域的仿真参数，实现胸腔仿真模型的构建；进行仿真实验分析和各项参数测试，确定肺部空气参数与胸腔电阻抗仿真值的变化关系；

构建胸腔仿真模型具体包括：设置胸腔各部位的参数，调整肺组织空气填充比例系数V，在注入电流幅值不同的情况下，得到相对应的测量电压，从而计算出不同空气填充比例系数设定下的胸腔电阻抗值；

胸腔电阻抗仿真值Z与空气填充比例系数V的拟合关系式为：

Z＝Ae^BV+Ce^DV

其中，参数A∈(39.52,40.96)，B∈(0.01768,0.04681)，C∈(-4.042,-2.797)，D∈(-6.143,-2.484)。

2.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗仿真方法，其特征在于，步骤S1中，所述器官组织类包括：肌肉、心脏和肺脏；器官组织类等效电路模型通过生物组织等效模型描述，等效集中参数总阻抗为：

其中，Z_c表示含大量细胞的组织器官的等效阻抗，R_i表示器官的等效内电阻，R_e表示器官的等效外电阻，C_m表示器官的等效膜电容，ω表示角速度。

3.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗仿真方法，其特征在于，步骤S2中，假设肺组织体积V_f由空气体积V_k和肺组织中各类物质体积V_z构成；设空气填充比例系数V为空气体积与肺组织中各类物质体积的比值；呼吸过程中肺部空气量参数与肺组织电导率的变化关系参数模型为：

V_f＝V_k+V_z

σ＝a·V^b

其中，参数a∈(0.1455,0.148)，b∈(-0.1998,-0.1886)，电导率

4.根据权利要求1所述的胸腔电阻抗仿真方法，其特征在于，步骤S3中，分区构建胸腔数学物理模型，具体包括：

使用的激励电流工作频段设定在64KHz-1MHz，使用多频点变频检测方法在该频段内选取多个检测频率，达到获取最优化测量结果的目的；

注入电流与仿真注入电流的幅值设定为500μA-1.5mA；

肌肉、心脏和肺脏的电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_c＝ε₀ε_rcE_c

B_c＝μ_cH_c

J_c＝σ_cE_c+jωD_c+J_e

皮肤、皮下组织与脂肪组织电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_s＝ε₀ε_rsE_s

B_s＝μ_sH_s

J_s＝σ_sE_s+jωD_s+J_e

血液的电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_b＝ε₀ε_rbE_b

B_b＝μ_bH_b

J_b＝σ_bE_b+jωD_b+J_e

骨骼的电磁场约束条件及求解域方程表达式为：

其中，

D_o＝ε₀ε_roE_o

B_o＝μ_oH_o

J_o＝σ_oE_o+jωD_o+J_e

其中，E为电场强度，

为电位，J为电流密度，D为电位移矢量，B为磁感应强度，H磁场强度，σ为电导率，Q为电荷量，不同下角标代表不同部位的电场强度；ε_rx为相对介电常数，x为不同部位对应的下角标；ω为角速度，

为散度。

5.根据权利要求4所述的胸腔电阻抗仿真方法，其特征在于，所述步骤S3中，设定电流为均匀分布，边界电位和求解域分布保持一致，得到边界条件为：

皮肤接触非空气及骨骼区域：

血液接触非骨骼区域：

含大量细胞的组织器官接触非骨骼区域：

皮肤接触空气的区域：

其中，

表示与皮肤接触的空气区域电位；

骨骼表面区域：

其中，

表示与骨骼接触的非骨骼区域电位的求和。

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