阻抗信号测量与分析.ppt

第十五章 阻抗信号测量与分析(Impedance Signal Measurement and Analysis),生物阻抗(Bioimpedance)是反映生物组织、器官、细胞或整个生物机体电学性质的物理量。生物阻抗技术是利用生物组织与器官的电特性阻抗导纳、介电常数等)及其变化提取与人体生理、病理状况相关的生物医学信息的一种无损伤检测技术。它通常是借助置于体表的电极系统向检测对象送低于兴奋阈值的交流测量电流或电压，检测相应的电阻抗及其变化。然后根据不同的应用目的，获取相关的生理和病理信息：这种技术或方法具备无创、廉价、安全无毒无害、操作简单和信息丰富等特点。医生和病人易于接受、具有广泛的应用前景。,根据测量对象的不同，获得临床应用的有脑、心、肺、肝、胃、肾、肢体、盆腔阻抗（血流）图之分。还要说明的是，所谓阻抗图是指传统的记录在有特定坐标的纸上的阻抗信号的波形,但是这里处理的是阻抗信号本身而不是记录在纸上的波形阻抗图。医学中常简称心阻抗图为ICG(Impedance cardiogram,或Rheocardiogram),脑阻抗图为IEG(Impedance encephalogram)或脑血流图为REG（Rheoencephalogram）。,除了用阻抗信号和其微分信号外，还有阻抗环。有两类阻抗环，一类是由双导系统采集的对称信号，如双侧脑部和双上下肢，双侧肺等的信号进行合成。第二类是将基本信号z与导出信号dz/dt进行合成。在导联方面，除了单导和双导外，还有三导正交导联的设计，以获得三维空间正交阻抗信号。,第一节 生物阻抗测量的基本原理（Primary Principles of Bio-Impedance Measurement）,一、生物组织的等效电路模型,生物组织含有大量不同形状的细胞，这些细胞之间的液体可视为电解质。因此，当直流或低频电流施加于生物组织时，电流将以任意一种方式经过细胞，主要流经细胞外液。当施加于生物组织的电流频率增加时，细胞膜电容的容抗减少，一部分电流将穿过细胞膜进入细胞内液。所以生物组织的低频阻抗较大而高频阻抗较小，阻抗值由大到小的过渡恰好反映了生物组织细胞膜的电容性质，生物组织的这种特性最早被Philippson(1920年)所认识，并导出了等效电路的概念。,生物组织内单个细胞的等效电路模型如图15-1（a）所示，其中Re是细胞外液电阻，Ce是细胞外液并联电容，Rm是细胞膜的电阻，Cm是细胞膜并联电容；Ri是细胞内液电阻，Ci是细胞内液并联电容。在低频情况下（低于1MHz），细胞膜的漏电阻Rm很大，可视为开路：而内外液的并联电容Ci、Ce很小，也可视为开路，这样就可得到如图15-1（b）所示的简化等效电路模型。对于整个生物组织而言，由于生物组织是由大量细胞组成，可视为许多细胞的集合，因此生物组织的电路模型也同样可用图15-1（b）所示的电路等效，只是此时的Ri、Re、Cm已不再是代表某个细胞内、外液电阻和细胞膜电容，而是代表整个生物组织的等效内、外液电阻和膜电容，这就是所谓的三元件生物阻抗模型。,图15-1 生物组织等效电路模型,二、频散理论,Schwan通过对生物组织频率特性的研究，发现生物组织内存在三个不同的频率散射，分别称为、和频散，如图15-2所示。,图15-2 生物组织频率特性,从图15-2可以看出，生物组织的介电常数和电导系数随着频率变化有三个明显的散射区域，其中频散主要发生在音频频段(几赫兹到几十千赫兹)，是由于包围组织内细胞离子层发生变化引起的，表现为细胞膜电容发生变化，频散主要发生在射频频段(几十千赫兹到几十兆赫兹)，主要由膜电阻的容性短路和生物高分子的旋转松弛所引起。在此频段内，细胞膜电容基本恒定，因而随着绩率增加，膜电容的容抗减小，电流由低频时绕过细胞膜只流经细胞外液，到高频时穿过细胞膜流经细胞内、外液，因此表现为电导系数随频率升高而增大，相反介电系数随频率升高而减小。,频散主要发生在微波频段(几十兆赫以上)，是由于蛋白质和蛋白质结合的水在电场作用下分子的偶极转动所引起。由此可见，在音频频段和射频频段对生物组织介电特性的研究可以同时反映出细胞内液和外液的特征，可用于进行各种临床诊断，如水肿的检测等。,第二节 生物阻抗测量的基本方法(Basic Techniques of Bio-Impedance Measurement),对生物组织阻抗的测量，在不同频段有不同的测量方法，用于不同部位时情况也稍有不同，但总体测量结构大致如图15-3所示。测量的关键在于电极系统的选择，在低频段一般采用电桥法、双电极法、四电极法和四环电极法。目前，常用的是四电极测量技术，将供电电极与测量电极分离，测量电极处于电流密度分布比较均匀的中间段，这样就很好地克服了皮肤-电极接触阻抗问题以及电极与生物组织电解液之间的极化问题，大大提高了测量精度。在高频段，由于分布电容的影响，一般采用非接触测量技术和开放端同轴电缆测量技术。,图15-3 生物阻抗测量结构框图,一、电桥法测定阻抗信号,通常用平衡交流电桥测量确定的电阻抗值，生物电阻抗一般是随时间变化的电阻抗，测量这种变化电阻抗可用非平衡交流电桥，交流电桥和电源可看成有源的阻抗信号的换能器。,(一)非平衡电桥,图15-4 电桥原理图,电桥原理如图15-4。设Z1、Z2、Z3、Z4为交流电桥桥臂的电阻抗，V为理想电压表。恒定的高频交变电压Ue加于电桥的A、C端，根据电路的基尔霍夫定律，可得B、D两点的电势差Ubd与电路参数的关系为：,(15-1),当电桥平衡时，Ubd=0，此时B、D间无输出电压，桥臂上各阻抗满足：,Z1Z3一Z2Z40(15-2),假设桥臂阻抗Z1是随时间变化的（如接入人体的某一部分），且开始时电桥平衡，而后桥臂阻抗Z1变为Z1十Z(Z为一微变量)。由于电压表内阻很大，因此，用电压表测量BD端不平衡电压时，可直接应用式15-2。则由式15-2可得BD端不平衡电压为:,(15-3),上式表明根据输出电压Ubd可确定阻抗变化Z。令Z2/Z1=Z3/Z4=k，Z/Z1=，则(15-3)式可化为：,(15-4),对式（15-4）分析可以看出：,1.一般情况下，电桥输出的不平衡电压Ubd与桥臂阻值的相对变化不成线性关系，如果用作横坐标，Ubd作纵坐标，则有如图15-5所示的曲线关系。当(1+K)时，有近似的线性关系(如图中虚线所示)：,（15-5）,图15-5 电桥输出的不平衡电压Ubd与桥臂阻抗相对变化之间的关系,2.当桥臂设置为K1，即：Z1=Z2，Z4=Z3时，式(15-4)和(15-5)分别可写成：,（15-6）,（15-7）,这时每个桥臂阻值的相对变化对不平衡电压的影响具有同样效果(最多差一负号)。3.不平衡电压与电源电压成正比，电源电压不稳定对测量结果有直接影响，故测量时必须用稳压电源。,4.非平衡电桥的工作特性：(1)非平衡电桥线路的灵敏度(2)非平衡电桥的非线性误差,(二)电桥式阻抗(血流)信号检测装置,电桥式生物阻抗信号测量系统整体装置框图如图15-6所示。,图15-6 桥式（二极法）阻抗（血流）测定仪框图,恒压源产生的20-200kHz（依具体设计而定）交流电压供给R-R-Rs-Rx组成的测量电桥。Rx为被测的生物体某一部分的阻抗。当桥臂阻抗发生变化时，电桥输出电压的幅度将随阻抗的变化而变化，即非平衡电桥输出的是由缓慢变化的阻抗信号调制了的高频（20100kHz，依具体设计而定）信号。经高频放大后，再经检波器检波，可得出阻抗变化信号，送入记录装置可得到输出阻抗信号Z的波形，如图15-7。在经数字化处理，可以得到数字阻抗信号。高频放大器一般采用调谐放大方式，只放大电桥输出的高频调幅电压，可提高抗干扰能力。测量前，利用电桥平衡指示器，通过调节桥臂阻抗使电桥平衡。,在电桥式阻抗（血流）信号检测装置中，对与被测组织匹配的电桥的另一臂（如图15-6）要并联一（实际为一组）可调电容C，以使电桥能达到交流的平衡点。理论上，在电桥平衡时，该电容的值即为被测组织的等效电容。当用恒压源（内阻r=0），电桥平衡且用图15-6的配置时，Rx=Rs。这时k=1,0，（15-9）式可简化为：,（15-13）,1伏电势差所对应的电阻变化为：Rx=4Rs/Ue（15-14）,上两式都提供了由所测电压值计算血流波动所引起的电阻变化的计算原理。在技术实践上，一般都用在Rx臂上串联一个阻值已知小的精密校准电阻，用快速通/短的方式提供校准信号。对于阻抗信号的分析，基本上是时域波形特征分析。一般做定性分析。电桥法测量阻抗时，由于平衡臂上电阻Rs和电容c一般都是采用电阻箱和电容箱，调节范围比较小，精度也不高，调节电桥平衡比较困难，因此在实际应用中，此方法现已不多用。,图15-7 电桥法测得的阻抗信号波形,(三)参数计算,关于阻抗图上的参数选取，各家侧重有所不同，各种阻抗图的需要也不一样，目前还缺乏统一的标准。从原则上来讲，阻抗图上（图15-7）的参数总的可以分为三类：纵轴参数（h类）、横轴参数（t类）和复合参数。纵轴参数以作为单位，其大小可以间接的代表体内容积改变的程度。横轴参数以s为单位，横轴参数都是时间方面的。也有时将阻抗图同心电图和心音图等同步描记，进行时相分析。在复合参数中，比较常用的有，ht1(波幅上升时间)和ht3，(波幅下降时间)等。有时也可使用图上的角度或面积来作为参数的。角度和面积也是一种复合性质的参数。将阻抗信号进行微分可得微分阻抗信号dZ/dt（见下节），再微分可得二阶微分阻抗信号dZ2/dt2。,血流图的上升支是由于心脏收缩，血液迅速射入大动脉，并使其它动脉很快扩张。所以，上升支的坡度大小反映了血管内阻力大小以及血液在血管内的流通情况。当血管内阻增大、阻塞、受压或周围小血管阻力增长时，上升支坡度变小。重搏波也叫弹性波，是由于心脏舒张时主动脉瓣关闭所形成的血液在血管中的振动波。其深度反应血管弹性的大小，其位置的高低反映血管内的阻力和血管本身的机能状态，所以是临床上诊断血管硬化的主要指标。下降支是心脏舒张、血管内的血流减少所引起的，下降支的时间决定于心动周期。,常用血流信号参数举例如下：(1)幅度：收缩波幅度（h）与标准电阻幅度之比再乘以标准电阻值，以为单位。幅度=（收缩波幅度/标准电阻幅度）标准电阻值（15-15）血流信号幅度的高度反映心室收缩时血管内血液充盈的程度，即搏动性血液供应情况。当血管通道狭窄、痉挛及阻塞时，幅度降低。(2)流入时间(t1)，即血流信号主波的上升时间。从基线开始上升到最大振幅所需要的时间，以s为单位，反映心脏收缩时动脉扩张的速度。血管弹性减弱、流入道受阻、外周阻力增加时，流入时间延长；反之则缩短。,(3)阻力指数（h2/h），即重搏波切迹高度与收缩波振幅之比，阻力指数=重搏波切迹幅度(h2)/收缩波幅度(h)（15-16）又称重搏波指数，反映外周阻力的大小。此值越小，表明血管的外周阻力降低；反之则升高。(4)流入容积速度（h/t1），为单位时间内动脉流通容量的多少，单位为/s。此指标为时间与幅度的关系指标，较单纯幅度指标更为敏感。流入容积速度=主波幅度(h)/流入时间(t1)（15-17）,图15-7中的虚线表示血流波形上升缓慢的情况。其中快速上升时间为t2,缓慢上升时间为t1。下降时间为t3。心动周期为T。此外，如果把被测电阻Rx改为热敏、湿敏、压敏、气敏或容变电阻，还可构成温度、湿度、压强、气味的测量设备。,二、伏安（四电极）法测定阻抗信号原理,临床使用比较多的是测定阻抗信号的伏安法，亦称为直接法或四极法。使用参数较多的是导出信号：一阶微分阻抗信号参数。四极法中的Z信号相当于前面电桥法测得的信号。,(一)伏安法阻抗测量基本原理全电路欧姆定律,如图15-8，根据欧姆定律，A、B间的电位差为：UAB=IeRx(15-18)若能保持电路中的电流Ie恒定，则Rx 与UAB成线性关系，测量出AB两点之间的电位差变化即可得到待测阻抗或电阻的变化。由图可以看出，回路电流Ie为：,(15-19),因此，欲使Ie=const，理论上要求r，即要求高内阻的电源。可见，伏安法要求使用恒流源。,图15-8 伏安法基本原理,(二)生物组织的容积阻抗,阻抗包括电阻和电抗，电抗又可分为容抗和感抗，对于生物体包括人，感抗是可以忽略。因此可以认为；生物体内的阻抗由电阻和容抗两部分构成的。当通电频率足够高时，容抗很小，可以忽略不计，对于人体ZR，即可以把体内的阻抗看成只是由纯电阻构成的。根据这一原理，把机体作为电阻，当适当频率和强度（50100kHz，0.54mA）的恒定电流通过被测组织，拾取这段组织的电阻变化信号，即可代表该组织的阻抗变化。阻抗值大小与电流特点有关，也与组织特性有关。因此，血管内血流量、心脏活动和呼吸改变均可引起阻抗的改变。,(三)心输出量计算Kubicek公式,假设由心脏射出的血液全部用于胸廓血管段的横向扩张，且设血液电阻率保持不变，则利用Nyboer公式可以用阻抗法无创测量心输出量。但实际应用时，计算出的心搏量明显小于实际值。究其原因，是没有考虑在心脏射血，血管充盈扩张的同时，一部分血液已流出被测血管段这一事实。为了弥补这一缺陷，现代阻抗法之父William Kubicek医生经过实验，并依据正常人体参数(包括和Z。)和参照健康人群的心博量测量结果，提出用取代式15.31中的dZ，得到Kubicek心搏量计算公式。即：,（15-32）,式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有,（15-32）,式中dV为心搏出量：为阻抗时间的一阶导数最大值，T为心室射血时间。上式的基础是假设通过胸腔各处的电流为均等的。用搏出体积SV代替(15.32)式中的dV，有,（L/beat）15-33）,假定心率为HR，则心输出量CO(cardiac output)为：,（15-34）,胸腔阻抗值的变化，主要是由平行于检测电流流动方向的胸腔大血管（主动脉和上、下腔静脉）中的血流所产生。从解剖学来看，升、降主动脉纵贯胸腔中，走向又与脊柱方向即检测电流方向一致，主动脉中血流变化大、主动脉的阻抗变化就大，对胸腔阻抗变化的影响也大。左心室开始收缩后，室内压急剧增加，上升到主动脉压（即舒张压）时，主动脉瓣开放，左心室血液迅速流入主动脉，使主动脉中血液的流量和流速产生大的脉动变化。,由于血液是导体，当流量增加时，主动脉容积增大、阻抗减小；当流速增加时，使红血球排列方向平行于主动脉，血液导电性就好，所以胸腔的阻抗也相应的产生大的脉动变化。主动脉中的血液脉动变化是胸腔阻抗变化的主要来源(98%)。有研究者认为，在目前临床应用现状的条件下，使用Kubicek公式计算心搏出量时，应特别注意以下三个问题。,1基础阻抗值Z0的影响,2.血液电阻率不变,3.,四、伏安（四极）法阻抗信号测量系统,伏安（四极）法阻抗测量系统框图如图15-10。图中Zsk1、Zsk4为激励电极与皮肤的接触阻抗，Zsk2、Zsk3为测量电极与皮肤的接触阻抗，Zb1、Zb2为测量电极与激励电极间（见图15-11）的组织的阻抗。前置放大器(PA)测量的是由缓慢变化的阻抗信号调制了的高频（20100kHz，依具体设计而定）信号。经解调和低通滤波处理后，得到基础阻抗Z0，其值一般在2535之间。其中随血流的波动的部分经OA2放大后输出阻抗的变化部分Z。阻抗的变化部分经OA1、C1、R1组成的有源微分电路微分后，输出阻抗微分信号dZ/dt。将Z0、Z及dZ/dt数字化后，可输出数字信息。在实际应用中，在被测电路中串联一标准电阻，以接入/短路方式操作提供校准方波。,图15-10 伏安（四极）法阻抗信号测量系统,1.电极（Electrode）,典型的四电极测量系统包含两对电极，一对电极(电流电极)将恒定幅值的交变电流引入生物组织，另一对电极(电压电极)介于两电流电极之间，将检测出被测部位的电位差。电极是注入电流和提取电压的关键器件，也就是提取信号的关键器件，其性能的优劣直接影响测量系统的精度。研究表明，影响系统误差的主要原因是电极与电极之间的不匹配和电极与电极之间的相对位置不匹配。因此，一种良好的电极，必须具备如下特点：有利于注入电流和提取电压，其灵敏度要高；与皮肤表面的接触阻抗要小；电极的形状规格化，易与匹配；易于组成电极阵；对皮肤无毒、无副作用。,一般地，在进行不同生物组织阻抗的测量和活体不同部位阻抗的测量时，应根据实际情况选择不同的测量电极。如：活体脑神经网络阻抗的测量通常都是有创的，多半采用微电极，一般两个电流电极和两个电压电极呈等间距排列在条直线上，并把它们同时固定在一个定向支架上，而被测动物(活体)的头部则固定在电极系统的下方，通过穿颅术局部暴露大脑皮层和大脑神经，然后再将电极系统刺入大脑神经进行测量。两电压电极之间间隔一般在1cM左右。又如肢体阻抗的测量大多是无创的，一般不采用微电极，为降低电压电极的电极阻抗，电压电极可采用直径大约1cM并涂有导电膏的梧桐胶(karaya gum)电极，电流电极则可采用宽度约0.8cM的带状电极或直径约3cM的梧桐胶电极。在要求不太高时，也可采用一次性心电图Ag/AgCl粘贴电极。,此外，对于不同部位阻抗的测量，电极安放位置也很不同。如：在作下肢阻抗测量时，两个电流电极一般一个放在右大腿下面，另一个放在右足踩部。测量上肢阻抗时，两电流电极一个放在手臂上，另一个放在手腕上。两个电压电极一般是相隔10cM左右放在两电流电极的中间部位。在胸阻抗测量时，电压电极E2应置于颈根部，电流电极E1在E2上3cM，电压电极E3上缘应与剑突下缘平行，电流电极E4在E3下缘3cm处，背部电极应放在同一水平上，如图15-11。,由于四电极测量系统中供电电极与测量电极分离，电压电极处于电流密度分布比较均匀的中间段，当采用高输入阻抗的电压放大器时，电压电极与被测组织间的接触电阻可以忽略不计，同时电极与生物组织电解液之间的极化也可以忽赂不计。所以，四电极法比较好的克服了双电极法存在的问题，从而可适用于较宽频率范围的生物阻抗测量。目前，生物组织的阻抗测量一股都是采用四电极测量技术。在实际应用中，可采用四条带状(如柔韧性能优越的铅条)电极。为消除皮肤阻抗等因素的影响，也可用八个盘状电极(如一次性心电图粘贴电极)。,图15-11 伏安法胸阻抗信号测量电极配置示意图,2.恒流源,恒流源是阻抗测量系统的一个关键部件，激励电流由恒流源产生，一般频率为20100kHz，电流15mA。目前，国内外阻抗测量所用恒流源大多采用直接数字合成技术(Direct Digital Synthesis，DDS)的恒流源。图15-12是DDS恒流源结构框图，DDS技术是将所选波形的一定量（2N）采样值顺序存放到存储器中，在时钟和计数器的控制下顺序读取这些值，并用D/A转换和低通滤波得到输出波形，改变时钟或计数器可以方便地改变输出频率及相位。具有电路简单，便于控制，能得到精确的同步解调控制信号等优点。缺点是波形失真较大，存储器读取时间和D/A转换时间的存在限制了输出频率的上限。,图15-12 采用DDS技术的恒流源结构框图,图15-13是利用数字方式（DDS）产生的一个50KHz的恒流高频信号源。一个周期的正弦信号由事先存放在EPROM中的100个数据组成，只要不断循环地顺序读出该EPROM中的数据就能通过DA转换器产生一定频率的连续正弦信号，读出的速度决定了正弦信号频率的高低，为了得到50KHz频率的信号，即周期为20us的信号，相邻数据读出的速度定为10020us即5MHz。,图15-13 数字方式50KHz恒流信号源,由晶振产生的40MHz信号经8分频后得到5MHz的计数脉冲，它对一个七位二进制计数器计数，七位二进制可组成128个代码，只取前100个代码作为只读存储器(EPROM)的地址，因此该七位二进制计数器是逢100循环。,只读存储器输出数据经12位DA转换，D/A转换输出的载波信号通过电流驱动器驱动后作恒流输出；然后经隔离变压器，由电流电极耦合到被测组织上作为恒流激励信号。跟随器和8位AD转换器是被测部位接触检测电路。当电极和组织接触不良或电流电极断开时都会引起负载阻抗变大，使A/D转换器出现溢出信号，以此告知检测人员改善电流电极对被测部位的接触，减小负载阻抗。正常的组织阻抗应为30以下。两个译码器为采样解调电路提供采样脉冲信号，使采祥脉冲出现的时刻和载波信号的峰值同步。,也有人使用DDS信号源和电压控制电流源（Voltage Control Current Source,VCCS）来构成阻抗测量的恒流源。此时，由DDS信号源输出的电压信号经隔离变压器隔离后送至VCCS进行V/I变换。图15-14是一个由三运放构成的电压控制电流源电路。,图15-14 三运放电压控制电流源电路,假设运放工作在理想状态，由电路可以得到负载电流为：,(15-37),当,，即R1R4=R2R3时，,输出电流I0的大小可以由输入电压Vi和采样电阻R5来控制，其精度取决于四个电阻Rl、R2、R3、R4的匹配程度(即最好是Rl=R2=R3=R4)。,，,3.其它电路,实际的阻抗测量系统还包括前置放大电路、检波解调电路、低通滤波电路、输出隔离电路及A/D转换与微机等。对前置放大器的基本要求是其输入阻抗远大于人体总阻抗，从而确保阻抗测量的可靠性。图15-15是一个阻抗测量系统的前置放大、检波解调、低通滤波和输出隔离部分的电路原理图。前置放大电路采用三运放结构实现即首先由A1和A2等组成并联交叉负反馈型差动放大器，再由运放A3等将双端输入转变为单端输出。该电路输入阻抗高，共模抑制能力强。,由A4、D1、D2和A5等组成的全波整流电路对高额调幅信号进行解调，用于检出高频信号幅值变化的包络线，此即随阻抗变化的信号。A5和R14、C2等还组成低通滤波器，对于阻抗变化信号，电容C2相当于开路；而对于高频载波频率，电容C2则接近短路，因而它使高频载波信号受到抑制，而仅将阻抗变化信号送至后级电路中。由A6和A7及其阻容元件组成二级带通滤波器，目的是滤除直流分量和高频杂波的干扰。A8和A9以及周围阻容元件组成的是低通滤波器，为两级二阶切比雪夫滤波器级联而成，具有过渡带陡、对高频衰减较大等优点。为确保病人的安全，阻抗测量电路一般要进行输出隔离。光电隔离器T和三极管Q等组成输出隔离电路，将前后级电路隔离。,图15-15 前置放大、检波解调、低通滤波和输出隔离部分电路原理图,(五)心阻抗血流信号各波的生理意义,心阻抗血流信号各波（见图15-16）的生理意义如下：1.房缩波(Adzdt)在心电图P波后约140ms出现的一个负向波。它的产生与心房收缩有关，主要反映左室舒张末容积变化，是一项左室顺应性指标，正常人A波很少超过C波振幅的13，当心房负荷过重时，从被动收缩变为主动收缩时，A波明显增深。,2.室缩波(Cdzdt)在心电图Q波起点后约l00ms出现一个高大正向波，主要为大动脉(主动脉与肺动脉)射血速率所致。它与心室收缩力、心搏出量有关。C波的起点称B点。C波振幅越高提示心室射血量越多，心肌收缩力可能越强(但心搏量与心缩力并不完全一致)，正常人C波一般在153s之间，儿童则更高。当左右心室机械活动、主动脉射血速率或主动脉与肺动脉射血速率不一致时，以及心室收缩不协调、瓣膜病变时C波可出现切迹或双峰。,图15-16 心阻抗血流信号(Z、dZ/dt)和参考的心音(PCG)和心电(ECG)信号,3.室舒波(Odzdt)在心电图T波后出现的一个正向波。与超声心动图E峰、心尖搏动图、心音图二尖瓣拍击音相对应，代表二尖瓣开放、心室开始充盈。它反映舒胀早期心室容积变化，反映心室舒张功能。正常人O波应小于C波14。4.射血始点(B点)标志半月瓣开放，心室射血开始。5.射血止点(X点)：位于C波之后向下的负向波，与第二心音主动脉瓣关闭成分相对应，代表左室射血结束。6.肺动脉瓣关闭点(Y点)位于X点之后001003s，与肺动脉瓣关闭成分相对应，表示右室射血结束。,（六）心阻抗血流信号各时相指标的生理意义,1.Q-B间期：射血前期（又称为PEP:pre-ejection period），心电信号的Q波到dZ/dt信号的B点的时间。2.B-X间期：心室射血期（VET:ventricular ejection time,有的称为LVET）。3.Q-A2间期:总的电-机械收缩时间。Q-A2间期=Q-B间期+B-X间期（15-38）4.Q-B间期/B-X间期：表征心室收缩功能。,5.Q-Z间期：左室功能指数，是心电信号的Q波起点到dZ/dt信号的峰点C的时间。6.HI(Heather index):左室功能指数，相当于左室的平均电-机械收缩速率。HI=dZ/dt信号的峰点C幅度/Q-Z间期（15-39）7.X-O间期：左室等容收缩时间。dZ/dt信号的X点到O点的时间。8.X-Y间期：从主动脉关闭到肺动脉关闭的时间。dZ/dt信号的X点到Y点的时间。,(七)其他参数计算,其他参数，如各间期（Duration）、心脏指数(CI:cardiac index)、心搏指数（SVI:stroke volume index）、心搏功(SW:stroke power)、心搏功指数(SVI:stroke power index)、外周总阻力（TPR:total peripheral resistance）、血管顺应性（C:compliance）等参数的计算，要结合心电和心音信号波形进行，如图15-16。,三、生物阻抗的其他测量方法,1.四环电极测量技术 四环电极测量系统由三对测量电极组成，其中一对电流电极，一对电压电极和一对保护电极。两个电流电极分别与两个保护电极相连，然后再与一恒流源相接，通过这两对电极将幅值恒定的交变电流引入生物组织，再通过两电压电极检测出被测部位的电位差。四环电极测量技术要求：1被测生物组织的形状必须切成扁平状；2两组环形电极的中心对准和平行度对结果有一定影响；(3)生物组织的电特性各向同性。因此，四环电极测量技术一股用于生物组织的离体测量，在体测量中较少采用。,2.开放端同轴电缆测量技术 开放端同轴电缆测量技术是80年代以来，Bracly和Stuchly发展的一种能对活体组织高频电特性进行无损测量的测量技术，其关键部分是开放端同轴线探头。开放端同轴线测线探头相当于一只传感器，起着把生物组织的电特性(如导电系数、介电系数等)转换成反射系数的作用，只要建立反射系数与电特设之间的关系，就可导出被测组织电特性的计算公式。开放端同轴电缆测量技术主要用于生物组织微波频段电特性的测量，属于反射法中的一种。陈此之外，用于测量生物组织高频电特性的方法还有传输法(又分行波法和透射波法)、谐振腔法(又分波导法、同轴腔法和开放式腔体法等)和空间波法。,第二节生物阻抗测量的应用（Applications of Bio-Impedance Measurement）,医学电阻抗是医学工程领域中的一项实用手段，由于其具有无创、简便、廉价、可靠性较高、费用低等特点，医生和病人都易于接受。目前阻抗测量技术在细胞特性研究、人体成分分析以及脑血管系统、心血管系统、呼吸系统与消化系统等疾病诊断中已得到广泛应用。早在上世纪八十年代末，国内就有人用电阻抗法研究红细胞的流变特性。如：文宗耀等研究了红细胞的聚集、沉降、取向变形及血液粘度、血球压积和电阻抗的关系。付春清等研究了红细胞的聚集与取向对血液电阻抗的影响。杨跃平等用电阻抗法测量了红细胞的松弛过程。,人体成分是人体中各种成分之间的数量比例，在医学医床与基础研究中具有重要的价值。它可以监测营养状况、体液平衡状况，提供人体成分正常值范围，评价生长发育情况等。不同的组织、器官具有不同的构成特点和组成成份，表现出相应的阻抗特性。使用全信息的阻抗方法可以准确地检测和区分脂肪、肌肉、矿物质和含水物质等人体组成成分。还可以对组织中的水肿、血肿、气肿和肺内粉尘等作出鉴别。人体组织含水量与电阻抗的关系早在上世纪60年代就有过报道，1983年Jan Nyboer博士将阻抗容积描记法的容积电阻抗原理用于人体总阻抗的测量，进行人体成分的研究，从那时开始，对以测量人体总阻抗为基础来获取人体组织成分信息的生物电阻抗分析方法进行了大量的研究。目前，生物电阻抗 分析已成为一种广泛应用的评价人体成分的方法。,阻抗法人体成分测量有全身阻抗测量和分段阻抗测量两种方式。全身阻抗测量通过测量人体总阻抗，利用各种经验公式来计算人体成分和含水量。对于人体而言，根据其几何形状可大致分为若干段圆柱体，如上肢、下肢及躯干等。人体总阻抗是各段圆柱体阻抗的串联，肢体由于其较小的直径和较大的长度，构成了人体总阻抗的绝大部分，因而相同的质量变化所产生的阻抗变化在躯干中会远小于在肢体中，对躯干测量的灵敏度有所降低，且由于人体体形上的个体差异，会产生较大的误差，该方法目前已较少使用。采用分段阻抗测量法，即分别测量人体上肢、躯干和下肢的阻抗，然后经数据处理，计算出人体的各个成分。该方法克服了全身阻抗测量法的缺陷，获得的测量结果较为准确，如：Patterson等人采用分段阻抗测量方法对血液透析病人的总体水（Total Body Water,TBW）测量结果表明，其精度比全身阻抗测量有所提高。但也有人对两种测量方式进行比较，却没有得到预期的结果，因此，分段阻抗测量法的有效性仍需进一步的研究证实。,脑阻抗血流图（impedance Rheoencephalogram）是头部某一部位描记下来的阻抗图。表示脑血管系统因容积或血流变化而引起的阻抗变化。反映脑血管供血强度、血液回流状态、血管功能状态和血管弹性变换等信息。常用于脑动脉硬化、脑部占位病变、脑血管瘤、脑供血不足、闭塞性脑血管病、血管性头痛以及其他影响脑部血液回流功能的各种疾患及疗效观察等。,图15-17 典型的脑阻抗血流图图形,脑阻抗血流图的图形比较简单（如图15-17），由一个较直的上升支和一个缓慢倾斜的下降支组成。上升支是由心脏收缩把血射到颅内血管时产生的一个很快上升的曲线；下降支是由心脏舒张时血液回流到心脏使血管内压力逐渐降低时形成的一个下降曲线。从上升支的倾斜程度可以观察颅内动脉管壁阻力的大小和血流通过血管是否通畅，从下降支情况可以观察血管的弹性如何。因此，脑血管有问题时，可以通过脑阻抗血流图检查出来。脑阻抗血流图的波形取决于心脏及脑血管的功能状态，任何外心脏功能及脑血管结构、弹性、紧张度的改变，都会使脑阻抗血流图的波形随之改变。,