生物信號處理(yuanshi)

1、第八章 生物信號處理第一節(jié) 生物信號概述1-1概述生物信號是指存在于具有生命現(xiàn)象的生物體中的各種信號。而人體的生物信號又是主要的研究對象。人體是由數(shù)以萬億量的細胞組成的，而細胞是由無數(shù)結(jié)構(gòu)各異的生物分子精巧組合而成的高度復雜的結(jié)構(gòu)體系。具有多種不同的特殊結(jié)構(gòu)和功能，人體的各種細胞組成不同的組織，如結(jié)締組織、血管、神經(jīng)、內(nèi)皮、肌肉、骨骼。再由組織和細胞構(gòu)成各種器官如腦、心、肺、肝、膽、胰、胃、腸、脾、腎、膀胱等等。人體的各種器官和組織又組成了若干功能系統(tǒng)，如循環(huán)系統(tǒng)、血液系統(tǒng)、呼吸系統(tǒng)、消化系統(tǒng)、泌尿系統(tǒng)、神經(jīng)系統(tǒng)、內(nèi)分泌系統(tǒng)、生殖系統(tǒng)等。人體正是由生物分子、細胞、組織、器官和系統(tǒng)依靠各層次上的

2、活動和功能及其有機的結(jié)合，從而實現(xiàn)生物體的生命過程。因此人體的生物信號包括生物體分子水平、細胞水平、器官水平和系統(tǒng)水平各層次的生物信息。例如，基于分子水平的各種酶、激素、凝血因子、抗體等的含量和活性，基于細胞電活動產(chǎn)生的心電、腦電、肌電、眼電、胃電等，基于伴隨體內(nèi)電荷運動產(chǎn)生的心磁、腦磁、肌磁、眼磁等，基于細胞代謝過程中的細胞的形態(tài)、功能和數(shù)量，基于組織代謝過程中的血ph值、二氧化碳分壓、氧分壓、血氧飽和度、蛋白質(zhì)、葡萄糖、肌酐、尿素、膽紅素、尿膽原、膽固醇、甘油三酯、酮體及各種電解質(zhì)的含量等， 基于生命活動中產(chǎn)生的心率、血壓、血流、脈搏、心音、呼吸、體溫等信號。生物信號還包括器官的形態(tài)、大小

3、及器官的動力學改變等等。1-2生物信號的記錄盡管人體某些細胞的靜息電位和動作電位的幅度有幾十毫伏， 但是在人體的體表能記錄到的絕大多數(shù)的生物信號的電位幅度都比較小，原因是大量神經(jīng)細胞被“絕緣”在顱腔、椎管或神經(jīng)鞘內(nèi)，肌肉被導電性能不良的肌筋膜包裹著，心肌外面也有著電阻率較高的膠原纖維構(gòu)成的心包。 因此，在體表記錄到的心電信號僅幾個毫伏，腦電信號在微伏級水平。表1-2列出在一定頻率范圍記錄到的幾種常見生理信號的幅度。表1-2 幾種生物電信號的幅頻范圍生物信號電壓幅度（mV） 磁場強度（T）頻率范圍（Hz）心電圖ECG0.5-40.1-250心動圖10-100.1-100腦電圖EEG0.005-0

4、.310-120-150眼電圖EOG0.05-3.5 10-110-50肌電圖EMG0.1-50-1000肌動圖10-120.1-100腦干誘發(fā)電0.0005-0. 110-130.1-100胃電圖EGG 0.01-10-1人體器官的生物磁信號最大僅為10-10T，而地球的靜磁場為10-510-6 T，生物磁信號的記錄是基于超導量子干涉技術(shù)，目前主要用于基礎(chǔ)理論研究。生物信號的檢測分無創(chuàng)測量，有創(chuàng)測量和微創(chuàng)測量。無創(chuàng)測量又稱為非侵入式測量，其測量系統(tǒng)的探測部分不侵入生物體組織，幾乎不造成機體的創(chuàng)傷如心電、腦電、腦干誘發(fā)電、無創(chuàng)血壓、體溫、脈搏、B型及M型超聲檢查等等。無創(chuàng)測量由于不破壞皮膚，不

5、侵入機體，因此安全性好。但是，無創(chuàng)測量多數(shù)為間接測量，體內(nèi)信息需經(jīng)體表傳遞到測量系統(tǒng)，被測信息在體內(nèi)傳輸過程中容易產(chǎn)生失真，而且易受外界電場或磁場的干擾，如工頻干擾、手術(shù)室中的高頻電刀、微波器械等的干擾。故測量的準確性和穩(wěn)定性相對較低。有創(chuàng)測量又稱為侵入式測量，其測量系統(tǒng)的探測部分需侵入生物體內(nèi)，會造成機體不同程度的創(chuàng)傷。如中心靜脈壓測定、心血管造影、導管內(nèi)激光和超聲術(shù)等。有創(chuàng)測量一般是直接測量，被測信號不需經(jīng)體內(nèi)容積導電和皮膚的復雜傳輸途徑，因而信息的失真小，測量結(jié)果準確度和可靠性高。微創(chuàng)測量主要有植入式測量和內(nèi)鏡檢查。植入式測量是將測量系統(tǒng)的部分或全部經(jīng)手術(shù)埋植于機體內(nèi)，多用于長期連續(xù)監(jiān)測

6、生物體的功能狀態(tài)和控制心臟起博器等人工器官裝置及某些自動輸藥系統(tǒng)。由于植入式測量在測量過程中創(chuàng)面已經(jīng)愈合，故安全性和可接受性均好于有創(chuàng)測量。但要注意對植入性材料的電化學性能和生物相容性的影響。內(nèi)鏡檢查主要指支氣管鏡、胃鏡、腸鏡、膀胱鏡等，它們對機體的損傷很小。由于直接觀測體腔內(nèi)的形態(tài)，還可以做組織活檢，因此信息失真小，測量準確性高。另外，人體各器官形態(tài)的生物信息獲取還可采用X線、CT、MRI、DSA、超聲、放射性核數(shù)掃描等，器官內(nèi)腔的信息獲取可采用各種內(nèi)鏡檢查等。1-3生物信號轉(zhuǎn)換生物信號的獲取通常采用各類傳感器，將機體的各種信號轉(zhuǎn)變?yōu)橐子诜糯?、傳輸、處理、存貯、顯示的電信號。生物信號轉(zhuǎn)換的傳

7、感器很多，最常見的有：（1） 物理傳感器利用物理性質(zhì)和物理效應制成的傳感器。如常作為體表電極用于記錄心電、腦電、肌電的銀/氯化銀電極，用于血壓檢測的壓力傳感器，用于血氧飽和度檢測的指套式光電傳感器，用于肺功能檢測的氣壓傳感器，用于體溫測量的溫度傳感器，用于血細胞形態(tài)分類的偏振光傳感器等。（2） 化學傳感器化學傳感器是把人體內(nèi)某些化學成分、濃度等轉(zhuǎn)變?yōu)榕c之相應的電學量的器件。如血氣分析儀中的ph電極，選擇性透過二氧化碳氣體的二氧化碳電極，選擇性透過氧的氧電極， 電解質(zhì)分析儀中的鈉、鉀、氯離子敏感電極等。（3）生物傳感器生物傳感器利用某些生物活性物質(zhì)具有的選擇性識別待測生物化學物質(zhì)的能力而制成的傳

8、感器，是一種以固定化的生物體成份（酶、激素、抗原、抗體或細胞）作為敏感元件的傳感器。如酶傳感器中的常分酶電極，血糖檢測儀中的酶敏感電極，還有酶敏場效應管等。1-4生物信號改進基于人體生物信號的幅值很小，而且在采集生物信號的同時還存在著各種噪聲和干擾因素。另外，人體各種幅值不同的生物信號又互相交織在一起。因此必須通過各種方法改進生物信號的質(zhì)量，以獲取盡可能逼真的生物信號。常見的方法有（一） 電子技術(shù)方法（1）采用低噪聲場效應管作為輸入級的專用集成電路來提高放大器的輸入阻抗，降低元件級的輸入噪聲，提高共模抑制比，提高信噪比。（2）采用高通、低通、帶通或帶阻濾波技術(shù)，濾除各種干擾，現(xiàn)在還采用數(shù)字濾波

9、技術(shù)，性能更優(yōu)越。（3）采用數(shù)字圖像處理技術(shù)提高影像圖像的信息質(zhì)量。 (二) 數(shù)學方法各種數(shù)學方法的運用始終貫穿在生物信號檢測的處理過程中。如對非線性的生物信息，通過拉普拉斯變換方法將其按線性處理，將檢測到的以時間域表示的生物信息通過傅立葉變換轉(zhuǎn)換到頻率域上。另外在信號的標準曲線擬合及數(shù)字圖像處理中信號變換和圖像重建等也要用到大量的數(shù)學方法。（三） 方法學為了檢測腦干、間腦、和枕葉的生物電信號，采用了刺激誘發(fā)電的方法。用聲音、光或體感（痛、溫感覺）去刺激被檢者的機體，在刺激的同時同步記錄腦干的早、中、晚潛伏期的腦干生物電信號，再通過疊加平均技術(shù)獲得相應的腦干信息。在生化分析儀檢測過程中，有時很

10、難直接檢測某種含量很少的酶，于是通過酶促反應來檢測。即放入能夠被該酶催化的底物或產(chǎn)物，經(jīng)過一定的孵育時間后，通過檢測底物生成產(chǎn)物或產(chǎn)物消耗的速率間接檢測到該酶的含量。另外，還有在生化分析儀中的試劑輔助法、酶標記的免疫分析方法等等。以上幾種方法在實施過程中往往不是獨立的，有時為了生物信號的真實獲取，常常是幾種方法的有機結(jié)合。 第二節(jié) 計算機化的心電描記法2-1 心電信號的產(chǎn)生心臟由心內(nèi)膜、心肌、和心外膜組成。心肌細胞具有興奮性、自律性、傳導性和收縮性。心肌細胞間還有一種特殊的細胞群稱為心臟的傳導系統(tǒng)，主要由竇房結(jié)、房室交界、房室結(jié)、房間束、結(jié)間束、室間束及浦肯野氏纖維組成。傳導系統(tǒng)的自律性從竇房

11、結(jié)到浦氏纖維逐漸下降，而且比心肌細胞的自律性高。因此，心率主要由竇房結(jié)決定。盡管心肌細胞有傳導性，但由于心房和心室間有導電性能不良的房室纖維環(huán)絕緣，因此，心房肌細胞隨竇房結(jié)興奮時心室肌細胞不會同時興奮。傳導只能按順序從竇房結(jié)傳到心房，（左右心房通過房間束傳導，因為房間束的傳導速度比心房肌細胞快）再沿著結(jié)間束傳導，經(jīng)過房室交界0.12-0.20秒的延時，最后通過左、右束枝及浦氏纖維傳到心室的心肌細胞從而保證心房和心肌非常協(xié)調(diào)地舒張和收縮。 心肌細胞膜是一種具有復雜結(jié)構(gòu)的半透膜，膜上有各種通道?？梢砸罁?jù)其細胞膜上存在著的各種ATP能量泵的通道使細胞膜內(nèi)外的各種離子按細胞的功能需要構(gòu)建一定的離子梯度

12、，這種離子梯度可以順電場力方向，亦可以逆電場力方向。并且，這種離子梯度可以隨著細胞活動的改變而變化。離子梯度的電位差可以按能斯特方程表述為：E（mV）= E0 為標準半電池電位，R為氣體常數(shù)，R=8.314Jmol-1 K-1 , F為法拉第常數(shù), F=96500Cmol-1 ，T為開爾文溫度（K），n為電極材料的原子價數(shù)實驗證明，單個心肌細胞在靜息狀態(tài)下，細胞膜內(nèi)為-80-90 mV，當細胞受到閾上刺激去極化時，膜內(nèi)電位變?yōu)?20+30mV，經(jīng)過1期的快速復極化初期，2期的平臺復極化，3期的復極化后期及4期的復極化過程，細胞重新恢復到靜息狀態(tài)。每一個心肌細胞在靜息電位和動作電位的互相轉(zhuǎn)換過程

13、中，細胞呈現(xiàn)一端為正一端為負的現(xiàn)象，如圖2-1所示。我們可以把其看作為一對電偶極子，電偶極子在人體的容積導電中可以看作是電場向量。 圖2-1心肌是由大量的心肌細胞互相銜接組成的。當傳導系統(tǒng)中的激動在某一瞬間傳導到某一心肌部位時，就會引起部位的心肌細胞都形成電偶，由于這些電偶的極化向量的方向不盡相同，把這些向量依照矢量和的運算法則依次地綜合起來，最后綜合成的向量稱為瞬間綜合心電向量，瞬間綜合心電向量的大小和方向隨心動周期的變化而變化。心臟在舒縮過程中可以看作大量電偶極子的矢量和隨時間而變化， 把隨心動周期而變化的瞬間綜合心電向量的箭頭的軌跡連接起來就形成了心電的向量環(huán)。如圖2-2圖2-2由此可以

14、得到心房的向量環(huán)、心室的去極化及復極化的向量環(huán)。將這些向量環(huán)在任一虛擬連線（導聯(lián)）上的投影即為心電信號在體表某一點與某一參考點的電勢差隨時間的函數(shù)-心電圖。因此，心電圖曲線和單個細胞的膜電位曲線有明顯的不同。心電圖反映的是整個心臟興奮的產(chǎn)生、傳導和恢復過程中的生物電變化。將心電向量環(huán)在左右手連線上的投影得到導聯(lián)的心電圖波形，數(shù)值為心電信號通過人體容積導電在左手和右手間的電勢差，大小隨心動周期而變化。心電向量環(huán)在右手和左腳連線上的投影得到導聯(lián)的心電圖波形，心電向量環(huán)在左手和左腳連線上的投影得到導聯(lián)的心電圖波形。那么如何得到人體上任一點心電信號的電位隨時間的函數(shù)呢？即任一點的電勢與電勢為零值參考點

15、之間的電勢差。威爾遜（Wilson）1943年提出將肢體電極（左手，右手和左腳）各經(jīng)過一個5K的電阻組成一個平均電位的中心點T。如圖2-3所示 圖2-3左手，右手和左腳的連線可以近似看作一個等邊三角形。在人體的容積導電中，如果以電偶中心為圓心畫圓，在圓周上選三點R，L，F(xiàn)，并使這三點對電偶中心均呈1200 ，如圖2-4所示 圖2-4 設(shè)左手的電勢EL為P/r2 cos（P為心電電場的瞬間綜合向量），那么右手的電勢ER為P/r2 cos（+600），左腳的電勢EF為P/r2 cos（+1200）威爾遜中心點T點的平均電勢之和ET = 0這樣便可以一端連接T點一端分別連接左手，右手和左腳分別測出左

16、手的電壓VL，右手的VR，左腳VF的心電圖。鑒于在測VL時將左手的5K電阻開路，便可以將VL的幅值提高1.5倍。稱為aVL（加壓肢體導聯(lián)）。因為aVL=相應地可以得到aVR和aVF 。臨床上把，導聯(lián)和aVL，aVR和aVF稱為標準肢體導聯(lián)。如果把心電綜合向量環(huán)在人體的橫斷面V1V7 上投影，便可以得到各個胸導聯(lián)的心電圖。2-2心電信號的輸入和放大 由于心電信號的幅值為0.5-4毫伏，頻率為0.1-250赫茲。 如果將心電信號放大至0.5-4伏，那么放大器的增益至少為20lg=60分貝。 根據(jù)心電信號的頻率特性，放大器的頻響在0.1至200Hz間應盡可能平坦。根據(jù)心電信號的信號幅度，一般放大器的

17、輸入噪聲（小于50微伏）基本上都能滿足要求。為了減少兩輸入電極由于阻抗不平衡帶來的共模抑制比下降的影響，放大器的輸入阻抗應盡可能高。（一般設(shè)計為2-5M）為了克服輸入電極和皮膚的極化電壓導致放大器飽和的影響，第一級放大器常將增益控制在20分貝左右，后級與前級放大器之間采用滿足0.1Hz時間常數(shù)的阻容耦合。能滿足這種條件的放大器現(xiàn)在很少再用分立元件電路實現(xiàn)。因此，心電信號前級多采用AD620等專用放大器。為了提高共模抑制比，還經(jīng)常采用右腿驅(qū)動和屏蔽驅(qū)動電路。 圖2-5 圖2-5是一個經(jīng)典的心電前置放大器，采用專用的微功耗、低噪聲集成電路AD620 。為了提高共模抑制比，在放大器的1，8腳提取共模

18、信號后，經(jīng)AD705反相后加至人體的右腿去抵消人體的共模輸入信號。 圖2-6 圖2-6是屏蔽驅(qū)動電路。由于人體各電極輸入到心電圖機的導線長度不盡相同，導線的芯線與屏蔽層的絕緣介質(zhì)厚薄不均，在放大器輸入阻抗比較高的情況下，兩電極之間的共模信號會通過電極阻抗之間的不平衡轉(zhuǎn)變?yōu)椴钅Ｐ盘?，引起共模干擾。圖2-6在AD620 的1，8腳取得共模信號后，經(jīng)AD548的同相跟隨后連接到導線的屏蔽層，這樣的連接方法使屏蔽層的兩個端點都為共模等電位U共模=0，這時，盡管兩電極導線長短不一，輸入阻抗不一，但U共模=0 ，因此，輸入電流=0， 提高了共模抑制比。在心電的檢測過程中，根據(jù)國際電工技術(shù)委員會標準漏電流小

19、于10微安的要求，往往需要采取光電隔離措施，但鑒于一般的光耦器件傳輸過程中線性不好的缺點，可采用調(diào)制解調(diào)技術(shù)將心電信號調(diào)制在某一高頻信號中，將心電信號的幅度轉(zhuǎn)變?yōu)楦哳l信號的脈寬，消除了光耦的非線性影響，在光耦的另一端經(jīng)解調(diào)后重新還原出心電信號。也有將光電耦合器置在經(jīng)A/D采樣后的數(shù)字電路部分。 除此以外，完整的電路中還加上高、低通濾波器，工頻陷波器。數(shù)字化心電圖機中往往還采用了各種數(shù)字濾波技術(shù)。2-3 心電信號各波的提取與識別心電圖波形識別中，首先是QRS波的識別，由于QRS波的幅值較高，早先采用電壓閾值判別，現(xiàn)在多采用斜率法和模板匹配法來進行檢測。QRS波檢測后再根據(jù)臨床上各種心律失常的定義

20、，參照QR和RS的斜率、QRS波寬度、R-R間隔等特性確定心律失常的類別。P波幅度比QRS波小得多，經(jīng)常會湮沒在工頻的干擾噪聲中，比較難以識別，一般根據(jù)對P波的幅度、斜率、曲率、積分值、空間速度、方位角及加速度等指標進行綜合分析。現(xiàn)多采用平均疊加法和雙閾值斜率法，盡管如此，P波的識別率仍很難超過90%。 心電各波起點識別出來后，可通過測量計算，測出心電圖各波段的時間、波寬、波段間隔，幅度、面積、變化速率等基本參數(shù)。在檢測過程中基線漂移、體表連接電極的移動會干擾心電的測量，一般采用線性插值及取平均值的方法來解決。 2-4心向量圖2-4-1 Frank校正正交導聯(lián)向量圖我們在2-1節(jié)已經(jīng)詳細講述了

21、心電向量的產(chǎn)生機理。心電綜合向量環(huán)是一個立體結(jié)構(gòu)。在三維結(jié)構(gòu)的空間稱它為空間心電向量，它在某一個面上的投影是一個環(huán)，該環(huán)在某一虛擬連線（導聯(lián)）上的投影我們稱為某導聯(lián)的心電圖?？臻g心電向量可以形成額面、橫面和側(cè)面三個平面向量環(huán)，這就是心電向量圖。心電向量圖與各導聯(lián)的心電圖有著密切的對應關(guān)系，額面向量形成心電額面六軸系統(tǒng)（標準肢體導聯(lián)），橫面向量形成心電胸導聯(lián)系統(tǒng)。由于目前心電向量圖的導聯(lián)系在國際上尚未統(tǒng)一，比較合理的Frank校正正交導聯(lián)體系的電極安放位置如圖2-7所示圖2-7 電極與心向量圖儀輸入級的矩陣電路如圖2-8所示 圖2-8圖中R為100K各電極分別稱為H、F、I、E、C、A及M。Z

22、軸：第5肋間前正中線E與后正中線MY軸：頸部背面中央偏右1cm處H與左腳FX軸：第5肋間右腋中線I與左腋中線AA、E中點450為C點，為校正導聯(lián)。在心臟從心房到心室的除極過程中可以形成心電向量的P環(huán)、QRS環(huán)和T環(huán)。三個環(huán)在等電位點上結(jié)合在一起，在該點上所有三個向量的分量為零。心電向量圖機可同時觀察三個面的心電向量圖、各環(huán)之間的方位和比例關(guān)系。2-4-2 時間心電向量圖 上述的心電向量圖只能記錄一個心動周期的心電向量環(huán)，P、QRS和T環(huán)的起始點重疊，但無法確定起始向量。時間心電向量是應用掃描方法按心動順序記錄，P、QRS和T環(huán)分開記錄并同時記錄多個心動周期，可記錄起始向量、終末向量和各心動周期

23、的關(guān)系，可清楚看到向量、ST向量、U向量，對心律失常的診斷很有意義。帶微機的心電向量圖還可以實現(xiàn)三個面的P環(huán)、QRS環(huán)和T環(huán)分別用紅、黃、藍三種顏色同時顯示在一個屏幕上。通過彩色打印機，描繪彩色的心電向量。并根據(jù)心電向量的幅度、角度、時間、面積等參數(shù)進行參數(shù)的計算實現(xiàn)心電向量圖的自動分析與診斷。2-5運動心電圖運動心電圖是指24小時或更長時間的動態(tài)心電圖描記。由美國物理學家Holter 首創(chuàng)。與心電圖監(jiān)護的最大差別是它屬于回顧性觀察心電的情況。 在患者活動時心臟有不適感時，特別是在睡覺中把患者的每一次心搏都記錄在某一介質(zhì)中，而后用儀器進行仔細分析。這樣可以看出24小時內(nèi)心搏總次數(shù)、最快心率、最

24、慢心率、最長的R-R間期、動作中或熟睡中有無房室阻滯、各種早搏及陣發(fā)性房性或室性的心動過速，以及決定是否需要進行治療或者應安裝哪類心臟起搏器。還可以進行抗心律失常的評價和藥物治療效果的評價等。動態(tài)心電圖機由一個小型記錄儀和主機心電掃描分析器組成，記錄儀體積像隨身聽大小可隨身攜帶，將心電信號記錄在磁帶或半導體存儲器中。如今半導體固態(tài)存儲器基本取代了磁帶記錄方法， 因為磁帶記錄含易損的傳動部件，而且需配備龐大的計算機磁帶回放系統(tǒng)。固態(tài)存儲器存取記錄資料速度更加迅速，系統(tǒng)可靠性更高。電極多為雙極雙胸導聯(lián)，亦有三導或多導。主機分析儀采用大規(guī)模集成電路。具有專門的心電圖模式設(shè)別軟件。根據(jù)軟件的功能能自動

25、識別異常心搏與心律，編輯與統(tǒng)計所檢測的資料如自動識別室性早搏、成對室早、室性二聯(lián)律、室性短陣、陣發(fā)性室性心動過速、出現(xiàn)在T波降段上的室性早搏、室顫、室上性早搏、竇性心動過速、竇性心動過緩、逸搏、室性自主心律、竇性停搏、室性停搏、 ST段抬高、ST段壓低、心臟起搏器功能檢測等等。2-6 心外膜電位 心外膜電位檢測是由多個電極組成的電極在在開胸的情況下對心臟電興奮進行直接探測并以圖形的方式進行表達。電極排成陣列與心外膜直接接觸，可以對心電信號進行同步采樣，記錄的心電信息比較客觀而精確地反映心電興奮起源及傳播途徑。通常用兩種方法表達（1）等電位圖：表示在同一時刻標測區(qū)內(nèi)的電位分布，它能為心臟電生理的

26、研究，心律失常的病灶部位定性和定位及缺血性心臟病的臨床診斷提供重要依據(jù)。（2）等時圖：表示在不同時刻除極波前后到達的位置 。心外膜檢測國外已經(jīng)有256道和512道標測系統(tǒng)。它是將256個或512個直徑約1毫米的鍍金電極均勻間隔排列做成網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)貼在心外膜上進行檢測。對一些不穩(wěn)定的、復雜變異的心律失常，依賴常規(guī)的12導聯(lián)心電圖或利用心導管的心內(nèi)逐拍采樣，點與點比較的標測方法不能滿足要求的情況下可用心外膜電位的標測系統(tǒng)。它能以連續(xù)同步采樣方式對心肌電活動進行時空聯(lián)合分析，尤其適用對房顫的研究需要，它還能快速生成動態(tài)等電位圖、等時標測圖和矢量圖，能實現(xiàn)對除極波全方位、全區(qū)域的觀察，能顯示心電各子波的走

27、向、起點及終點。心外膜電位標測系統(tǒng)的缺點是需心外科開胸輔助的創(chuàng)傷性檢測。但由于電極陣列相對心肌位置固定，因此，所得圖形比較確切，形態(tài)精細。心外膜電位儀的結(jié)構(gòu)框圖如圖2-9所示多道前置放大器電磁濾波器多路線性光耦多路可變增益放大器模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器PC主機打印機顯示器 圖2-9 2-7體表等電位圖盡管有創(chuàng)性心外膜電位檢測對心臟電興奮的傳導路徑和心電各向量圖有比較精確的定位。但畢竟是在開胸情況下檢測的。無創(chuàng)性的心外膜等電位檢測是另一種體表心電標測。它是將電極陣列安放在人體的胸廓或心前區(qū)。國內(nèi)多用128導聯(lián)陣列，電極采用圓鎳片或Ag/AgCl電極。電極數(shù)量越多，對體表電位分布的分析越精細。由于電極數(shù)量多

28、而且面積小，又放置在體表，信號內(nèi)阻高，易受干擾，因此解決電極的接觸問題是個難題。實踐中可將電極以不均勻陣列的方法放置在需要檢查的突出重要部位， 但由于電極放置的非均勻化，心電等電位圖的繪制的難度也相應地增加了。目前尚未建立普遍認可的標準來確定導聯(lián)數(shù)目及導聯(lián)位置。 2-8心導管術(shù)心血管導管術(shù)是一種有創(chuàng)性的介入檢查和治療方法。 Werner Forssmann在1922年進行了第一例人類心導管術(shù)。心導管術(shù)的發(fā)明和日新月異的發(fā)展給冠心病、不典型性胸痛、急性心肌梗塞、 心瓣膜病、先天性心臟等疾病的診斷和治療帶來了福音。心導管術(shù)一般是經(jīng)皮行血管穿刺或血管切開術(shù)將一定粗細的導管在X線影像設(shè)備的指引下插到血

29、管或心臟的某一個部位。心導管術(shù)常用的配套設(shè)備有導管鞘、導絲、導管、高壓注射泵、造影劑、 X線透視設(shè)備、血管內(nèi)窺鏡、血管內(nèi)超聲設(shè)備、生理記錄儀等。導管鞘從皮膚到血管腔建立一個基本通路。導管常用尼龍，泰富龍，聚丙烯等材料組成，隨導絲到達目標部位提供一個側(cè)枝血管的通道，可以使用造影劑對血管進行造影、瞬間注射造影劑觀察血管狀態(tài)、植入物的運輸和釋放、壓力測量等。導絲是建立一個從穿刺部位到病變部位或通過病變部位到達遠端的通道。導絲的基本結(jié)構(gòu)為內(nèi)部由一堅硬軸心導絲和外部緊緊纏繞的彈簧圈并在導絲的外層表面涂上聚四氟乙烯或硅樹脂涂層，以保證將導絲柔軟、可控、光滑地到達目標部位。高壓注射泵主要用于左心室或主動脈造

30、影。造影劑一般為碘復合物。X影像設(shè)備主要為數(shù)字X線透視機和DSA。新型的數(shù)字式X線影像系統(tǒng)可提供高質(zhì)量的圖像，減少X線的輻射引起操作人員潛在性傷害的危險性?？傊?，心導管術(shù)在其他相應的設(shè)備輔助下可以對心電、血壓、心排血量、血流動力學參數(shù)進行檢測，可以對心臟、冠脈、主動脈弓、胸、腹主動脈及其分支、腦血管等進行血管造影，也可以在血管內(nèi)經(jīng)球囊擴張或放入支架治療血管狹窄、閉塞性疾病，還可以進行血管內(nèi)溶栓、血管內(nèi)激光、高頻消融、血管內(nèi)窺鏡、血管內(nèi)超聲顯像、血管內(nèi)多普勒超聲血流測定。心導管檢查還可以用于發(fā)現(xiàn)冠心病并評估其嚴重程度，直接地獲得瓣膜性心臟病或先天性心臟病的各種數(shù)據(jù)，檢測心臟四個腔室和大血管的壓力

31、，檢測心瓣膜兩側(cè)的壓力梯度。但心導管術(shù)畢竟是一種有創(chuàng)性的方法，在操作中可能發(fā)生心臟驟停、血管撕裂、腦血管意外、過度刺激迷走神經(jīng)及造影劑反應等等。因此必須根據(jù)相應的指征，謹慎地選擇。2-9起搏器技術(shù)2-9-1起搏器結(jié)構(gòu) 心臟起搏技術(shù)是一種電治療技術(shù)，主要用于治療有臨床癥狀或危及生命的心動過緩。整個心臟起搏系統(tǒng)包括脈沖發(fā)生器和電極導線兩大部分組成。臨床上分臨時搶救用的心臟起搏器和埋入機體的永久性起搏器兩種。 永久性起搏器由于植入機體，因此要求體積輕巧、壽命長、安全可靠。能源主要由鋰復合電池供電。脈沖發(fā)生器由一定脈寬的矩形波發(fā)生器組成并由定時器控制時間周期。為了實現(xiàn)微功耗，電路多采用單晶微型電路。起

32、搏器外殼采用生物相容性良好的鈦材質(zhì)并全密封。起搏器壽命主要決定于電池和程控功能，一般為2-7年。重量和壽命也是矛盾的。臨床應以可靠性為首選， 其次考慮長壽命、微型化和多功能。 心臟起搏器通過電極-導線將刺激脈沖傳輸?shù)叫呐K引起激動，并將心臟的電信息傳回至起搏器，并經(jīng)電路分析后控制下次脈沖的輸出。埋藏式起搏器的刺激電極若放置在心外膜需切開胸壁和心包，因此，除非特殊需要外，一般將刺激電極通過血管放置在右心耳、右心房或右心室的心內(nèi)膜下。如果起搏器兩個電極都接觸心肌，稱為雙極方式起搏，若一個電極置于心肌，另一個電極置于起搏器外殼，稱為單極方式起搏。雙極方式起搏優(yōu)于單極方式起搏。電極采用表面涂覆泰富龍的鉑

33、-銥或鈦合金。固定方式多采用倒叉頭式或螺旋式，刺激電極放在心室肌的肌小梁或右心耳上，欲在右心房放置刺激電極一般通過J型電極。近年來采用激素緩釋放電極，在電極頭端放置一定量的地塞米松，植入心腔后緩慢釋放，減輕電極-心肌界面的炎性反應與纖維化反應，降低起搏器的起搏閾值，可以節(jié)省電能，延長起搏器的使用壽命。2-9-2起搏器類型心臟起搏器的功能類型目前多采用NBG（北美洲心臟起搏與電生理協(xié)會-英國心臟起搏器與電生理協(xié)會分類綱目）起搏器編碼。（見表2-9-2） 表2-9-2 NBG編碼 起搏心腔 感知心腔 感知的反應 程控功能 抗快速心律失常功能V=心室 V=心室 T =觸發(fā) P=程控頻率/或輸出 P=

34、起搏方式刺激A=心房 A=心房 I =抑制 M =多項參數(shù)程控 S=電擊D=雙腔 D=雙腔 D =T+1 C=遙測 D=P+CO=沒有 O=沒有 O=沒有 R=頻率自適應 O=沒有 O=沒有例如AAI型 根據(jù)以上的編碼可知 第一個A表示電極放在心房進行起搏，第二個A表示從心房腔感知心電信息， I表示當起搏器感知到有自身心搏時能抑制起搏器刺激脈沖的輸出。 AAI型又稱心房按需型。但由于刺激的部位在心房，因此，不適合用于房室傳導阻滯；常見的起搏器類型還有心室按需（VVI）型 、雙腔（DDD）型、頻率自適應（R）型等等。根據(jù)NBG表格緩慢型心律失常起搏器的選擇原則如圖2-10所示 心房狀態(tài)心房功能不

35、良心房功能良好 房室傳導阻滯房室傳導無阻滯DDDVVIRVVIAAIVVIVVIRVVI心臟交感神經(jīng)及受體良好心臟交感神經(jīng)及受體不良好DDDRVVIRDDD心臟交感神經(jīng)及受體良好心臟交感神經(jīng)及受體不良AAIR，VVIRAAI，VVI 圖2-10 新型起搏器的功能日臻完善，例如具有感知遙測功能的起搏器，它以電極-導線為天線感知體外控制電路，調(diào)節(jié)起搏器的脈沖輸出，以滿足人體休息和運動時不同心率變化的要求。另外還有高頻抑制、除顫保護、能量補償、電壓倍增、能感知機體代謝水平的頻率自適應等等。 用于快速型心律失常的起搏器有自動型抗心動過速起搏器，能抑制折返性室上性心動過速，但鑒于射頻消融治療快速型心律失

36、常技術(shù)的應用，快速型心律失常的起搏器現(xiàn)用得比較少了。第三節(jié) 病人監(jiān)護系統(tǒng)中的生物信號處理3-1 概述加強監(jiān)護治療病房（intensive care unit）ICU的建立和發(fā)展有力地促進了危重病醫(yī)學的實踐和發(fā)展。并由此衍生了如冠心病加強監(jiān)護治療病房（CCU），呼吸加強監(jiān)護治療病房（RCU）等等。隨著科技的進步，各種綜合性的加強監(jiān)護病房的發(fā)展對原來一些不可能治療或不可能根治的疾病得到徹底的治療。并大大降低了許多危重病人、高危病人及急性期病人的死亡率。然而，在各種監(jiān)護治療過程中，總是伴隨著醫(yī)務(wù)人員的聰明才智及各種高科技醫(yī)療設(shè)備的廣泛應用。在這過程中，人體各種生物信號的非電量與電量的轉(zhuǎn)換是儀器的精髓

37、， 唯有精確的生物信號獲取、分析、處理，儀器才能為醫(yī)生提供“千里眼”，才能充當病人的忠誠衛(wèi)士。在ICU（加強監(jiān)護治療病房）中對多床位的重危病人實行24小時的實時、連續(xù)監(jiān)護，以便在病人出現(xiàn)病情惡化時采取必要的搶救與治療措施。采用中央集中監(jiān)護的方式，可將多個床邊監(jiān)護儀送來的病人的各種心電、血壓、呼吸速率、呼吸中的二氧化碳濃度、脈搏、血氧飽和度、體溫等生理、生化信息及其變化進行集中分析、處理與管理。床邊監(jiān)護儀和中央集中監(jiān)護儀設(shè)計成網(wǎng)絡(luò)化監(jiān)護結(jié)構(gòu)。整個網(wǎng)絡(luò)可采用星形拓撲結(jié)構(gòu)。整個監(jiān)護系統(tǒng)的網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)框圖如圖3-1所示/床邊臺 2床邊臺 3床邊臺 4床邊臺 5床邊臺 6床邊臺 7多參數(shù)監(jiān)護中央控制臺 顯示

38、 床邊臺 1床邊臺 16應用服務(wù)器醫(yī)院主干網(wǎng)絡(luò)記錄儀 顯示多患者參數(shù)無線接收器 圖3-1 每個床邊監(jiān)護儀都與交換機相連，交換機與每一個床邊儀構(gòu)成一個局域網(wǎng)。交換機連接服務(wù)器，需要時還可以跟醫(yī)院的主干網(wǎng)相連。床邊計算機共享服務(wù)器中的信息可方便地實現(xiàn)床邊監(jiān)護儀互傳信息。任意兩個床邊監(jiān)護儀都可以進行實時通信和操作。中央監(jiān)護臺是一個帶遠程終端和本地外設(shè)的多CPU系統(tǒng)即一個實時多任務(wù)分布系統(tǒng)并采用多總線結(jié)構(gòu)。中央監(jiān)護臺能根據(jù)需要顯示每個床邊臺的某一項信號如ECG或顯示各床位的多種生理參數(shù)波形，還能顯示報警回顧、報警參數(shù)及日期與時間。一個中央監(jiān)護臺通?？晒芾?6臺床邊儀。所有床邊監(jiān)護臺均由兼容性的PC機組

39、成，并采用多CPU模塊結(jié)構(gòu)，如心電模塊、血壓模塊、血氧模塊等等。每一個模塊由CPU控制。模塊的硬件和軟件可各自獨立設(shè)計，獨立調(diào)正并可以互相通信。多模塊間的通信和數(shù)據(jù)交換方式采用共享存儲器技術(shù)實現(xiàn)。每臺床邊監(jiān)護臺還具有多模塊的分析軟件，如心律分析軟件能進行心率計算、顯示及心率趨勢、QRS波異常的類型及判別、ST 段分析等。圖3-2a，圖3-2b 是一個多參數(shù)床邊監(jiān)護臺的結(jié)構(gòu)示圖CO2氣體信號熱敏/阻抗呼吸信號體溫信號血氧飽和信號血壓信號心電信號3心電信號1前置放大前置放大VFC前置放大前置放大前置放大前置放大解調(diào)解調(diào) 光電隔離解調(diào)光電隔離光電隔離光電隔離可變增益放大可變增益放大FVC可變增益放大

40、可變增益放大可變增益放大可變增益放大多路轉(zhuǎn)換開關(guān)1多路轉(zhuǎn)換開關(guān)2多路轉(zhuǎn)換開關(guān)3 圖3-2a多路開關(guān)3采樣保持波形生成CPU顯示掃描及視頻放大字符生成報警波形數(shù)據(jù)存儲A/D轉(zhuǎn)換ROMRAM輸入/輸出控制中斷控制主CPU鍵盤控制中央控制臺顯示控制字符映射存儲波形字符疊加共享存儲器多路開關(guān)1采樣保持CPUA/D轉(zhuǎn)換通信控制ROMRAMOM菜單控制參數(shù)設(shè)置血壓控制病人信息心電控制導聯(lián)脫落增益切換波形凍結(jié)測量切換 圖3-2b床邊監(jiān)護設(shè)備能對病人的眾多的生理參數(shù)進行監(jiān)護如：心電、有創(chuàng)血壓抑或無創(chuàng)血壓、阻抗式呼吸抑或熱敏式呼吸、體溫、脈搏、血氧飽和度、腦電、呼吸氣體等等。3-2心電監(jiān)護通道在多參數(shù)床邊監(jiān)護儀

41、器中，監(jiān)護電極與心電圖的電極安放位置不同，但其定義是相同的，具有相同的極性和波形。監(jiān)護電極一般安放在胸部。具體位置有兩種形式：一種是三極體系，一種是五極體系。根據(jù)國際電工委員會的規(guī)定，三電極體系一般需要在胸部放置三個電極。(1)左鎖骨下溝，標號為（L）LA；(2)右鎖骨下溝，標號為（R）RA；(3)左腋前線肋弓處，標號為（F）LL。由這三個電極組合出三個標準導聯(lián)，連接方式與通用的12導聯(lián)體系中的標準、相同。五電極體系需要在胸部放置五個電極。（L）LA，（R）RA與三極體系中放置的一樣，（F）LL位于左髂前上棘與左鎖骨中線交界，N位于（F）LL水平右鎖骨中線交界，C（V）位于正常心電圖各胸導聯(lián)放

42、置處。由這五個電極可以組合出與通用的12導聯(lián)相對應的導聯(lián)，即、aVL、aVR、aVF、V1-V6。多參數(shù)床邊監(jiān)護系統(tǒng)中的心電監(jiān)護通道采用專用的心電放大板。心電放大器由高壓保護，心電前置放大、1毫伏定標、高通濾波、低通濾波、50赫茲干擾抑制，后置放大器等組成。除顫高壓保護回路設(shè)置在放大器輸入端，前置放大器一般采用低噪聲、高輸入阻抗及高共模抑制比的典型三運放或?qū)Ｓ玫男碾娗爸梅糯笃鳌?毫伏定標電路采用高穩(wěn)定度穩(wěn)壓電源經(jīng)電阻分壓而成，通過加法電路與心電前置放大器輸入級的ECG信號混合，心電信號經(jīng)阻抗變換，前置放大，定標信號合成后再經(jīng)光耦或光纖的調(diào)制和解調(diào)后傳至后置放大器，由后置放大器實現(xiàn)增益調(diào)整，工頻

43、及肌電信號濾波后送至A/D轉(zhuǎn)換再傳至數(shù)字信號處理部分。每一個心電輸入放大器的輸出都有電極脫落檢測裝置，以確定松脫的電極。心電監(jiān)護通道一般具有心律失常的分析軟件。在ECG連續(xù)監(jiān)護情況下檢測QRS波群、ST 段，并對心律失常進行分析、判斷，并及時發(fā)出失常報警。ECG分析一般有特征抽取和診斷兩個程序。3-3血壓監(jiān)護通道多參數(shù)床邊監(jiān)護系統(tǒng)中血壓監(jiān)護通道一般設(shè)有2-3個有創(chuàng)血壓檢測通道，以對比不同測壓點的波形、血壓值和血壓差。1個無創(chuàng)式血壓檢測裝置。3-3-1動脈血壓檢測原理動脈血壓是估計心血管功能的最常用的方法。收縮壓主要由心臟收縮時左心室的射血功能、主動脈瓣的開啟情況、中小動脈的管壁彈性及阻力血管的

44、緊張度決定，舒張壓主要由心臟舒張時主動脈瓣的關(guān)閉情況、動脈管壁的彈性回縮力及阻力血管的緊張度決定。血壓的無創(chuàng)測量安全，但測量精度易受機體血流動力學的改變而變化，有創(chuàng)血壓測量可實現(xiàn)準確、可靠、連續(xù)的檢測，比較適合于各種危重病人的血壓檢測。3-3-2無創(chuàng)動脈振蕩測壓：NBP模塊一般由壓力泵、壓力傳感器、過壓安全保護、袖帶充氣及放氣系統(tǒng)等組成。通過充氣袖套在測量部位以20毫米汞柱的增量逐級充氣，袖帶由壓力泵充氣到設(shè)定的壓力，這個壓力由測量模式?jīng)Q定。即袖帶由壓力泵充氣到比收縮壓稍高的一個壓力值后，便以5毫米汞柱的減壓量逐級減壓，在減壓過程中檢測袖套內(nèi)氣體的振蕩波，振蕩波的壓力變化由壓力傳感器換能。當袖

45、套內(nèi)壓力大于收縮壓時，振蕩波很小，當袖套內(nèi)壓力等于收縮壓時，動脈的振蕩信號即為收縮壓。振蕩幅度達到峰值時為平均動脈壓，袖套內(nèi)壓力突然降低時為舒張壓。如圖3-3所示 圖3-3無創(chuàng)血壓測量可根據(jù)設(shè)定進行單次充氣或多次重復充氣。還可以根據(jù)設(shè)定在一定間隔時間進行自動測量。3-3-3有創(chuàng)動脈血壓檢測：有創(chuàng)血壓檢測通過一個一端連接動脈血管，一端連接抗血凝（比如肝素）沖洗裝置，另一端為壓力傳感器的三通式換能器實現(xiàn)。血壓傳感器作為檢測電橋的一個臂接入橋路直接獲得血壓信號。如圖3-4a, 圖3-4b所示 圖3-4a 圖3-4b有創(chuàng)血壓檢測一般通過橈動脈或股動脈進行動脈穿刺并留針。由傳感器送來的血壓信號經(jīng)放大器處

46、理及A/D轉(zhuǎn)換后送至血壓單元CPU，CPU定時調(diào)用血壓分析程序并準確找到每個動脈波特征點，計算出收縮壓、舒張壓、脈壓和平均動脈壓。并設(shè)有血壓零值校正和傳感器靈敏度校正。PC 機還將血壓波形數(shù)據(jù)以及計算結(jié)果、報警、趨勢等信息一起送入共享存儲器。 3-3-4其他血管壓力檢測 依據(jù)上述有創(chuàng)測壓的原理，通過選擇多參數(shù)監(jiān)護儀的壓力表名的菜單。儀器可以方便地測量肺動脈壓、顱內(nèi)壓、中心靜脈壓等。3-4血氧飽和度檢測3-4-1 血氧飽和度檢測的基本原理 氧是維系人類生命的基礎(chǔ)，心臟的收縮和舒張使得人體的血液脈動地流過肺部，一定量的還原型血紅蛋白Hb與肺部中攝取的氧氣結(jié)合成氧合血紅蛋白HbO2，另有約2的氧溶解

47、在血漿里。這些血液通過主動脈及其分支一直輸送到毛細血管，然后在毛細血管中將氧釋放，以維持組織細胞的新陳代謝。血氧飽和度SaO2是血液中被氧結(jié)合的氧合血紅蛋白HbO2的容量占全部可結(jié)合的血紅蛋白Hb容量的百分比，即血液中血氧的濃度。它是呼吸循環(huán)的重要生理參數(shù)。人體的血紅蛋白包括氧合血紅蛋白、還原型血紅蛋白、正鐵血紅蛋白和碳氧血紅蛋白。在正常情況下，后兩種濃度很低，而功能性氧飽和度為HbO2濃度與HbO2+Hb濃度之比。功能性血氧飽和度=。研究表明，脈搏式功能性血氧飽和度SpO2與人體血氧飽和度SaO2呈顯著相關(guān)，相關(guān)系數(shù)為0.9-0.98。3-4-2血氧飽和度檢測分類血氧飽和度的測量通常分為電化

48、學法和光學法兩類。 傳統(tǒng)的電化學法血氧飽和度測量要先進行人體采血(取動脈血)，再利用血氣分析儀進行電化學分析，通過測動脈氧分壓PaO2，計算出動脈血氧飽和度SaO2。電化學法的優(yōu)點是測量結(jié)果精確可靠，缺點是比較麻煩，且不能進行連續(xù)的檢測，屬有創(chuàng)的血氧測定法。 光學法是一種克服了電化學法缺點的新型光學測量方法，它是一種連續(xù)無損傷血氧測量方法，可用于急救病房、手術(shù)室、恢復室和睡眠研究中。目前采用最多的是脈搏血氧測定法，其原理是檢測血液對光吸收量的變化，測量氧合血紅蛋白HbO2占全部血紅蛋白Hb的百分比，從而求得SaO2。該方法的優(yōu)點是可以做到對人體連續(xù)無創(chuàng)測量，缺點是測量精度比電化學法低，特別是在

49、血氧值較低時產(chǎn)生的誤差較大。但脈搏式血氧飽和度的測量誤差已經(jīng)可以控制在1以內(nèi)，基本達到臨床使用的要求。3-4-3 無創(chuàng)性血氧飽和度檢測原理 人體不同的組織有不同的吸收光譜。氧合血紅蛋白吸收波長為660nm，還原型血紅蛋白的吸收波長為940nm。 臨床上多用功能氧飽和度來反映血液中氧含量的變化。無創(chuàng)性血氧飽和度測量是基于動脈血液對光的吸收隨動脈搏動而變化的原理來進行測量的。研究表明，氧合血紅蛋白和非氧合血紅蛋白對不同波長的入射光有著不同的吸收率。當某一單色光垂直照射人體的某一組織，動脈血液對光的吸收將隨透光區(qū)域動脈血管的搏動而變化。當用兩種特定波長的單色光1、2照射手指時，根據(jù)功能氧飽和度的定義

50、可推出動脈血氧飽和度的近似公式為： SaO2= 式中：K、b為常數(shù)。 注意到生物組織是一個強散射、弱吸收的復雜光學介質(zhì)，因此在實際測量中無法用一個嚴格的公式來描述，所以一般是通過測量雙光束吸光度變化之比，然后通過經(jīng)驗定標曲線最終獲取氧飽和度。而在選擇雙光束波長時，一般選擇入射光波長為660nm和940nm。血氧傳感器按外形主要可以分為指套型、耳垂型、包裹型和粘附型，按用途又可分為成人型和兒童型、嬰兒型幾種。不論外形和類型如何，血氧傳感器的原理結(jié)構(gòu)是一樣的，它們均由發(fā)光器件和接收器件組成。發(fā)光器件是由波長為660nm(650nm)的紅光和波長為940nm(910nm)的紅外光發(fā)射管組成。光敏接收

51、器件大都采用接收面積大，靈敏度高、暗電流小、噪聲低的光敏二極管，由它將接收到的光信號轉(zhuǎn)換成電信號。 脈搏血氧飽和度檢測是目前較為常用的一種檢測方法，多采用指套式或耳垂夾子式傳感器探頭。使用時探頭套在指尖上或夾在耳垂上。指套式上壁固定了兩個并列放置的發(fā)光二極管，發(fā)光波長分別為660nm紅光和940nm紅外光。下壁是一個光敏接收器件，它將透射過手指的光信號轉(zhuǎn)換成電信號。當兩束入射光經(jīng)過手指時，被血液及組織吸收，動脈血的光吸收隨動脈的搏動變化而改變，而其他組織成份所吸收的光強（DC）幾乎不變，保持相對穩(wěn)定。最終形成脈搏的光吸收波（AC）如圖3-5所示 圖3-5 通過光電感應器可測得穿過手指的透過光強

52、度，對1入射光：搏動時氧合血紅蛋白吸收的光強度較搏動間隙時吸收多，變化的數(shù)值即是氧合血紅蛋白所吸收的光強度。同理可得對2入射光時還原型血紅蛋白的吸光度。這樣，可以計算兩個波長的光吸收比率RR=R與SpO2 呈負相關(guān)如圖3-6所示， 圖3-6在標準曲線上可得到SpO2與R的對應關(guān)系，如當R為1時，SpO2約為85%。標準曲線由一群正常人的數(shù)據(jù)經(jīng)校正后建立數(shù)據(jù)庫，存貯在微機內(nèi)進行按需調(diào)用。3-5呼吸檢測3-5-1呼吸的測量原理呼吸的測量采用兩種方法，一種是熱敏式呼吸法，另一種是阻抗式呼吸法。熱敏式呼吸法采用鼻夾式熱敏電阻來測量呼吸氣流的溫度變化，當呼吸氣流流過熱敏電阻Rt 時，Rt阻值發(fā)生變化，經(jīng)

53、測量電橋檢測后，可獲得與呼吸同步的交變電壓信號輸出，經(jīng)前置放大后通過帶寬為0.05-10Hz濾波器，經(jīng)光耦的調(diào)制解調(diào)電路送至可變增益放大器，再經(jīng)A/D變換送至CPU處理。并測定呼吸頻率。由于熱敏式呼吸法的測量受周圍環(huán)境溫度的影響較大，尤其在環(huán)境溫度接近人體體溫時，測量靈敏度會受到影響。因此，目前常用阻抗法測量呼吸波和呼吸率。阻抗呼吸波測量根據(jù)呼吸過程中胸壁肌肉張弛，胸廓交替變形時會導致機體組織的電阻抗發(fā)生變化的原理進行設(shè)計。人體在呼吸過程中的胸廓運動會造成人體胸阻抗的變化，變化量為0.1-3歐姆。監(jiān)護儀一般是通過ECG導聯(lián)的兩個電極用30-100KHz的正弦載頻恒流向人體注入一個安全電流（恒流

54、的值一般在0.1-1mA范圍選擇），當高頻振蕩電流通過胸部時，就能將胸阻抗的變化變換成電壓的變化，胸阻抗測量可采用兩電極法和四電極法，LL和RA兩個電極之間的阻抗作為測量電橋的一臂。呼吸過程中的電阻抗變化通過電橋檢測電路變?yōu)殡妷盒盘枺俳?jīng)同步解調(diào)，解調(diào)出呼吸信號，經(jīng)可變增益放大器和A/D變換后送至CPU分析和處理。3-6體溫檢測3-6-1體溫的檢測原理體溫的檢測一般采用熱敏電阻作為測量臂的橋式電路。檢測電路的輸入端采用電平衡橋，隨著體溫的不同變化，平衡橋的輸出端就有電壓輸出，根據(jù)平衡橋輸出電壓的高低，換算出人體的體溫。由于體溫的變化量相對較慢。因此，一般將電橋的輸出信號經(jīng)放大后通過電壓/頻率（

55、VFC）轉(zhuǎn)換電路將緩慢變化的體溫信號轉(zhuǎn)換成一定的頻率信號經(jīng)光耦器件傳輸，以減少信號漂移。而在光耦器件的另一側(cè)通過頻率/電壓轉(zhuǎn)換（FVC）電路恢復體溫信號，經(jīng)溫度補償后送至A/D轉(zhuǎn)換。 3-7腦電檢測。3-7-1腦電信號檢測原理常規(guī)腦電圖EEG由于分析費時，在ICU臨床應用中多用定量腦電圖（qEEG）來實現(xiàn)。qEEG是將計算機技術(shù)、信號處理技術(shù)與傳統(tǒng)的腦電圖EEG結(jié)合的產(chǎn)物?？蓮V泛地用于麻醉深度、腦血流灌注、腦組織代謝狀況檢測等，還可以預測轉(zhuǎn)歸。腦電圖EEG是神經(jīng)突觸后電位的總和電波。主要反映的是皮質(zhì)神經(jīng)元的突觸后活動。EEG的波形和節(jié)律主要有（1）波和節(jié)律；（2）波和節(jié)律；（3）和活動。各波的波幅在5-200微伏左右，頻率為0.05-150Hz。波形有正弦樣波、棘波、尖波、三相波、棘-慢復合波、手套樣波等。由于腦電圖屬微伏級的信號，理論上心電信號僅比腦電信號大幾十分貝。但腦電信號的放大電路卻比心電信號的處理困難和復雜得多。腦電放大器模塊中的核心是極低噪聲