生物信号处理(yuanshi) - 图文

第八章 生物信号处理 第一节 生物信号概述

1-1概述

生物信号是指存在于具有生命现象的生物体中的各种信号。而人体的生物信号又是主要的研究对象。人体是由数以万亿量的细胞组成的，而细胞是由无数结构各异的生物分子精巧组合而成的高度复杂的结构体系。具有多种不同的特殊结构和功能，人体的各种细胞组成不同的组织，如结缔组织、血管、神经、内皮、肌肉、骨骼。再由组织和细胞构成各种器官如脑、心、肺、肝、胆、胰、胃、肠、脾、肾、膀胱等等。人体的各种器官和组织又组成了若干功能系统，如循环系统、血液系统、呼吸系统、消化系统、泌尿系统、神经系统、内分泌系统、生殖系统等。人体正是由生物分子、细胞、组织、器官和系统依靠各层次上的活动和功能及其有机的结合，从而实现生物体的生命过程。因此人体的生物信号包括生物体分子水平、细胞水平、器官水平和系统水平各层次的生物信息。例如，基于分子水平的各种酶、激素、凝血因子、抗体等的含量和活性，基于细胞电活动产生的心电、脑电、肌电、眼电、胃电等，基于伴随体内电荷运动产生的心磁、脑磁、肌磁、眼磁等，基于细胞代谢过程中的细胞的形态、功能和数量，基于组织代谢过程中的血ph值、二氧化碳分压、氧分压、血氧饱和度、蛋白质、葡萄糖、肌酐、尿素、胆红素、尿胆原、胆固醇、甘油三酯、酮体及各种电解质的含量等， 基于生命活动中产生的心率、血压、血流、脉搏、心音、呼吸、体温等信号。生物信号还包括器官

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的形态、大小及器官的动力学改变等等。 1-2生物信号的记录

尽管人体某些细胞的静息电位和动作电位的幅度有几十毫伏， 但是在人体的体表能记录到的绝大多数的生物信号的电位幅度都比较小，原因是大量神经细胞被“绝缘”在颅腔、椎管或神经鞘内，肌肉被导电性能不良的肌筋膜包裹着，心肌外面也有着电阻率较高的胶原纤维构成的心包。 因此，在体表记录到的心电信号仅几个毫伏，脑电信号在微伏级水平。表1-2列出在一定频率范围记录到的几种常见生理信号的幅度。

表1-2 几种生物电信号的幅频范围

生物信号 电压幅度（mV） 磁场强度（T） 频率范围（Hz） 10-10 10-12 10-11 10-12 10-13 0.1-250 0.1-100 0-150 0-50 0-1000 0.1-100 0.1-100 0-1 心电图ECG 0.5-4 心动图 脑电图EEG 0.005-0.3 眼电图EOG 0.05-3.5 肌电图EMG 0.1-5 肌动图 脑干诱发电 0.0005-0. 1 胃电图EGG 0.01-1 人体器官的生物磁信号最大仅为10-10T，而地球的静磁场为10-5

～10-6 T，生物磁信号的记录是基于超导量子干涉技术，目前主要用于基础理论研究。

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生物信号的检测分无创测量，有创测量和微创测量。无创测量又称为非侵入式测量，其测量系统的探测部分不侵入生物体组织，几乎不造成机体的创伤如心电、脑电、脑干诱发电、无创血压、体温、脉搏、B型及M型超声检查等等。无创测量由于不破坏皮肤，不侵入机体，因此安全性好。但是，无创测量多数为间接测量，体内信息需经体表传递到测量系统，被测信息在体内传输过程中容易产生失真，而且易受外界电场或磁场的干扰，如工频干扰、手术室中的高频电刀、微波器械等的干扰。故测量的准确性和稳定性相对较低。有创测量又称为侵入式测量，其测量系统的探测部分需侵入生物体内，会造成机体不同程度的创伤。如中心静脉压测定、心血管造影、导管内激光和超声术等。有创测量一般是直接测量，被测信号不需经体内容积导电和皮肤的复杂传输途径，因而信息的失真小，测量结果准确度和可靠性高。微创测量主要有植入式测量和内镜检查。植入式测量是将测量系统的部分或全部经手术埋植于机体内，多用于长期连续监测生物体的功能状态和控制心脏起博器等人工器官装置及某些自动输药系统。由于植入式测量在测量过程中创面已经愈合，故安全性和可接受性均好于有创测量。但要注意对植入性材料的电化学性能和生物相容性的影响。内镜检查主要指支气管镜、胃镜、肠镜、膀胱镜等，它们对机体的损伤很小。由于直接观测体腔内的形态，还可以做组织活检，因此信息失真小，测量准确性高。

另外，人体各器官形态的生物信息获取还可采用X线、CT、MRI、DSA、超声、放射性核数扫描等，器官内腔的信息获取可采用各种内

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镜检查等。 1-3生物信号转换

生物信号的获取通常采用各类传感器，将机体的各种信号转变为易于放大、传输、处理、存贮、显示的电信号。生物信号转换的传感器很多，最常见的有： （1） 物理传感器

利用物理性质和物理效应制成的传感器。如常作为体表电极用于记录心电、脑电、肌电的银/氯化银电极，用于血压检测的压力传感器，用于血氧饱和度检测的指套式光电传感器，用于肺功能检测的气压传感器，用于体温测量的温度传感器，用于血细胞形态分类的偏振光传感器等。 （2） 化学传感器

化学传感器是把人体内某些化学成分、浓度等转变为与之相应的电学量的器件。如血气分析仪中的ph电极，选择性透过二氧化碳气体的二氧化碳电极，选择性透过氧的氧电极， 电解质分析仪中的钠、钾、氯离子敏感电极等。 （3）生物传感器

生物传感器利用某些生物活性物质具有的选择性识别待测生物化学物质的能力而制成的传感器，是一种以固定化的生物体成份（酶、激素、抗原、抗体或细胞）作为敏感元件的传感器。如酶传感器中的常分酶电极，血糖检测仪中的酶敏感电极，还有酶敏场效应管等。 1-4生物信号改进

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基于人体生物信号的幅值很小，而且在采集生物信号的同时还存在着各种噪声和干扰因素。另外，人体各种幅值不同的生物信号又互相交织在一起。因此必须通过各种方法改进生物信号的质量，以获取尽可能逼真的生物信号。常见的方法有 （一） 电子技术方法

（1）采用低噪声场效应管作为输入级的专用集成电路来提高放大器的输入阻抗，降低元件级的输入噪声，提高共模抑制比，提高信噪比。 （2）采用高通、低通、带通或带阻滤波技术，滤除各种干扰，现在还采用数字滤波技术，性能更优越。

（3）采用数字图像处理技术提高影像图像的信息质量。 (二) 数学方法

各种数学方法的运用始终贯穿在生物信号检测的处理过程中。如对非线性的生物信息，通过拉普拉斯变换方法将其按线性处理，将检测到的以时间域表示的生物信息通过傅立叶变换转换到频率域上。另外在信号的标准曲线拟合及数字图像处理中信号变换和图像重建等也要用到大量的数学方法。 （三） 方法学

为了检测脑干、间脑、和枕叶的生物电信号，采用了刺激诱发电的方法。用声音、光或体感（痛、温感觉）去刺激被检者的机体，在刺激的同时同步记录脑干的早、中、晚潜伏期的脑干生物电信号，再通过叠加平均技术获得相应的脑干信息。在生化分析仪检测过程中，有时很难直接检测某种含量很少的酶，于是通过酶促反应来检测。即

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放入能够被该酶催化的底物或产物，经过一定的孵育时间后，通过检测底物生成产物或产物消耗的速率间接检测到该酶的含量。另外，还有在生化分析仪中的试剂辅助法、酶标记的免疫分析方法等等。

以上几种方法在实施过程中往往不是独立的，有时为了生物信号的真实获取，常常是几种方法的有机结合。

第二节 计算机化的心电描记法

2-1 心电信号的产生

心脏由心内膜、心肌、和心外膜组成。心肌细胞具有兴奋性、自律性、传导性和收缩性。心肌细胞间还有一种特殊的细胞群称为心脏的传导系统，主要由窦房结、房室交界、房室结、房间束、结间束、室间束及浦肯野氏纤维组成。传导系统的自律性从窦房结到浦氏纤维逐渐下降，而且比心肌细胞的自律性高。因此，心率主要由窦房结决定。尽管心肌细胞有传导性，但由于心房和心室间有导电性能不良的房室纤维环绝缘，因此，心房肌细胞随窦房结兴奋时心室肌细胞不会同时兴奋。传导只能按顺序从窦房结传到心房，（左右心房通过房间束传导，因为房间束的传导速度比心房肌细胞快）再沿着结间束传导，经过房室交界0.12-0.20秒的延时，最后通过左、右束枝及浦氏纤维传到心室的心肌细胞从而保证心房和心肌非常协调地舒张和收缩。

心肌细胞膜是一种具有复杂结构的半透膜，膜上有各种通道。可以依据其细胞膜上存在着的各种ATP能量泵的通道使细胞膜内外的各种离子按细胞的功能需要构建一定的离子梯度，这种离子梯度可以顺电场力方向，亦可以逆电场力方向。并且，这种离子梯度可以随着

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细胞活动的改变而变化。离子梯度的电位差可以按能斯特方程表述为：

E（mV）= E0+2.30259RT膜一侧的离子浓度（活度）?ln nF膜另一侧的离子浓度（活度）E0 为标准半电池电位，R为气体常数，R=8.314Jmol-1 K-1 , F为法拉第常数, F=96500Cmol-1 ，T为开尔文温度（K），n为电极材料的原子价数

实验证明，单个心肌细胞在静息状态下，细胞膜内为-80～-90 mV，当细胞受到阈上刺激去极化时，膜内电位变为+20～+30mV，经过1期的快速复极化初期，2期的平台复极化，3期的复极化后期及4期的复极化过程，细胞重新恢复到静息状态。每一个心肌细胞在静息电位和动作电位的互相转换过程中，细胞呈现一端为正一端为负的现象，如图2-1所示。我们可以把其看作为一对电偶极子，电偶极子在人体的容积导电中可以看作是电场向量。

图2-1

心肌是由大量的心肌细胞互相衔接组成的。当传导系统中的激动在某一瞬间传导到某一心肌部位时，就会引起部位的心肌细胞都形成电偶，由于这些电偶的极化向量的方向不尽相同，把这些向量依照矢量和的运算法则依次地综合起来，最后综合成的向量称为瞬间综合心

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电向量，瞬间综合心电向量的大小和方向随心动周期的变化而变化。心脏在舒缩过程中可以看作大量电偶极子的矢量和随时间而变化， 把随心动周期而变化的瞬间综合心电向量的箭头的轨迹连接起来就形成了心电的向量环。如图2-2

图2-2

由此可以得到心房的向量环、心室的去极化及复极化的向量环。将这些向量环在任一虚拟连线（导联）上的投影即为心电信号在体表某一点与某一参考点的电势差随时间的函数---心电图。因此，心电图曲线和单个细胞的膜电位曲线有明显的不同。心电图反映的是整个心脏兴奋的产生、传导和恢复过程中的生物电变化。将心电向量环在左右手连线上的投影得到Ⅰ导联的心电图波形，数值为心电信号通过人体容积导电在左手和右手间的电势差，大小随心动周期而变化。心电向量环在右手和左脚连线上的投影得到Ⅱ导联的心电图波形，心电向量环在左手和左脚连线上的投影得到Ⅲ导联的心电图波形。那么如何得到人体上任一点心电信号的电位随时间的函数呢？即任一点的电势与电势为零值参考点之间的电势差。威尔逊（Wilson）1943年提出将肢体电极（左手，右手和左脚）各经过一个5KΩ的电阻组成一个平均电位的中心点T。如图2-3所示

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图2-3

左手，右手和左脚的连线可以近似看作一个等边三角形。在人体的容积导电中，如果以电偶中心为圆心画圆，在圆周上选三点R，L，F，并使这三点对电偶中心均呈1200 ，如图2-4所示

图2-4

设左手的电势EL为P/r2 ·cosθ（P为心电电场的瞬间综合向

量），那么右手的电势ER为P/r2 ·cos（θ+600），左脚的电势EF为P/r2 ·cos（θ+1200）

威尔逊中心点T点的平均电势之和

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ET =

EL?ER?EFPcosθ+Pcos(θ+60?)+Pcos(θ+120?)== 0 33r2这样便可以一端连接T点一端分别连接左手，右手和左脚分别测出左手的电压VL，右手的VR，左脚VF的心电图。鉴于在测VL时将左手的5KΩ电阻开路，便可以将VL的幅值提高1.5倍。称为aVL（加压肢体导联）。

因为aVL=VL?VR+VF3VR+VF+VL3=VL??VL 2222相应地可以得到aVR和aVF 。

临床上把Ⅰ，Ⅱ，Ⅲ导联和aVL，aVR和aVF称为标准肢体导联。如果把心电综合向量环在人体的横断面V1—V7 上投影，便可以得到各个胸导联的心电图。 2-2心电信号的输入和放大

由于心电信号的幅值为0.5-4毫伏，频率为0.1-250赫兹。 如果将心电信号放大至0.5-4伏，那么放大器的增益至少为20lg

0.5V~4V=60分贝。 根据心电信号的频率特性，放大器的频

0.5mV~4mV响在0.1至200Hz间应尽可能平坦。根据心电信号的信号幅度，一般放大器的输入噪声（小于50微伏）基本上都能满足要求。为了减少两输入电极由于阻抗不平衡带来的共模抑制比下降的影响，放大器的输入阻抗应尽可能高。（一般设计为2-5MΩ）为了克服输入电极和皮肤的极化电压导致放大器饱和的影响，第一级放大器常将增益控制在20分贝左右，后级与前级放大器之间采用满足0.1Hz时间常数的阻容耦合。能满足这种条件的放大器现在很少再用分立元件电路实现。因此，心电信号前级多采用AD620等专用放大器。为了提高共模抑

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制比，还经常采用右腿驱动和屏蔽驱动电路。

图2-5

图2-5是一个经典的心电前置放大器，采用专用的微功耗、低噪声集成电路AD620 。为了提高共模抑制比，在放大器的1，8脚提取共模信号后，经AD705反相后加至人体的右腿去抵消人体的共模输入信号。

图2-6

图2-6是屏蔽驱动电路。由于人体各电极输入到心电图机的导线长度不尽相同，导线的芯线与屏蔽层的绝缘介质厚薄不均，在放大器输入阻抗比较高的情况下，两电极之间的共模信号会通过电极阻抗之间的不平衡转变为差模信号，引起共模干扰。图2-6在AD620 的1，8脚取得共模信号后，经AD548的同相跟随后连接到导线的屏蔽层，

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这样的连接方法使屏蔽层的两个端点都为共模等电位U共模=0，这时，尽管两电极导线长短不一，输入阻抗不一，Z?0，但U共模=0 ，因此，输入电流I?U=0， 提高了共模抑制比。 Z在心电的检测过程中，根据国际电工技术委员会标准漏电流小于10微安的要求，往往需要采取光电隔离措施，但鉴于一般的光耦器件传输过程中线性不好的缺点，可采用调制解调技术将心电信号调制在某一高频信号中，将心电信号的幅度转变为高频信号的脉宽，消除了光耦的非线性影响，在光耦的另一端经解调后重新还原出心电信号。也有将光电耦合器置在经A/D采样后的数字电路部分。 除此以外，完整的电路中还加上高、低通滤波器，工频陷波器。数字化心电图机中往往还采用了各种数字滤波技术。 2-3 心电信号各波的提取与识别

心电图波形识别中，首先是QRS波的识别，由于QRS波的幅值较高，早先采用电压阈值判别，现在多采用斜率法和模板匹配法来进行检测。QRS波检测后再根据临床上各种心律失常的定义，参照QR和RS的斜率、QRS波宽度、R-R间隔等特性确定心律失常的类别。P波幅度比QRS波小得多，经常会湮没在工频的干扰噪声中，比较难以识别，一般根据对P波的幅度、斜率、曲率、积分值、空间速度、方位角及加速度等指标进行综合分析。现多采用平均叠加法和双阈值斜率法，尽管如此，P波的识别率仍很难超过90%。 心电各波起点识别出来后，可通过测量计算，测出心电图各波段的时间、波宽、波段间隔，幅度、面积、变化速率等基本参数。在检测过程中基线漂移、体表连

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接电极的移动会干扰心电的测量，一般采用线性插值及取平均值的方法来解决。 2-4心向量图

2-4-1 Frank校正正交导联向量图

我们在2-1节已经详细讲述了心电向量的产生机理。心电综合向量环是一个立体结构。在三维结构的空间称它为空间心电向量，它在某一个面上的投影是一个环，该环在某一虚拟连线（导联）上的投影我们称为某导联的心电图。空间心电向量可以形成额面、横面和侧面三个平面向量环，这就是心电向量图。心电向量图与各导联的心电图有着密切的对应关系，额面向量形成心电额面六轴系统（标准肢体导联），横面向量形成心电胸导联系统。由于目前心电向量图的导联系在国际上尚未统一，比较合理的Frank校正正交导联体系的电极安放位置如图2-7所示

图2-7

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电极与心向量图仪输入级的矩阵电路如图2-8所示

图2-8

图中R为100KΩ

各电极分别称为H、F、I、E、C、A及M。 Z 轴：第5肋间前正中线E与后正中线M Y轴：颈部背面中央偏右1cm处H与左脚F X轴：第5肋间右腋中线I与左腋中线A A、E中点450为C点，为校正导联。

在心脏从心房到心室的除极过程中可以形成心电向量的P环、QRS环和T环。三个环在等电位点上结合在一起，在该点上所有三个向量的分量为零。心电向量图机可同时观察三个面的心电向量图、各环之间的方位和比例关系。 2-4-2 时间心电向量图

上述的心电向量图只能记录一个心动周期的心电向量环，P、QRS

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和T环的起始点重叠，但无法确定起始向量。时间心电向量是应用扫描方法按心动顺序记录，P、QRS和T环分开记录并同时记录多个心动周期，可记录起始向量、终末向量和各心动周期的关系，可清楚看到δ向量、ST向量、U向量，对心律失常的诊断很有意义。

带微机的心电向量图还可以实现三个面的P环、QRS环和T环分别用红、黄、蓝三种颜色同时显示在一个屏幕上。通过彩色打印机，描绘彩色的心电向量。并根据心电向量的幅度、角度、时间、面积等参数进行参数的计算实现心电向量图的自动分析与诊断。 2-5运动心电图

运动心电图是指24小时或更长时间的动态心电图描记。由美国物理学家Holter 首创。与心电图监护的最大差别是它属于回顾性观察心电的情况。 在患者活动时心脏有不适感时，特别是在睡觉中把患者的每一次心搏都记录在某一介质中，而后用仪器进行仔细分析。这样可以看出24小时内心搏总次数、最快心率、最慢心率、最长的R-R间期、动作中或熟睡中有无房室阻滞、各种早搏及阵发性房性或室性的心动过速，以及决定是否需要进行治疗或者应安装哪类心脏起搏器。还可以进行抗心律失常的评价和药物治疗效果的评价等。动态心电图机由一个小型记录仪和主机心电扫描分析器组成，记录仪体积像随身听大小可随身携带，将心电信号记录在磁带或半导体存储器中。如今半导体固态存储器基本取代了磁带记录方法， 因为磁带记录含易损的传动部件，而且需配备庞大的计算机磁带回放系统。固态存储器存取记录资料速度更加迅速，系统可靠性更高。电极多为双极

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双胸导联，亦有三导或多导。主机分析仪采用大规模集成电路。具有专门的心电图模式设别软件。根据软件的功能能自动识别异常心搏与心律，编辑与统计所检测的资料如自动识别室性早搏、成对室早、室性二联律、室性短阵、阵发性室性心动过速、出现在T波降段上的室性早搏、室颤、室上性早搏、窦性心动过速、窦性心动过缓、逸搏、室性自主心律、窦性停搏、室性停搏、 ST段抬高、ST段压低、心脏起搏器功能检测等等。 2-6 心外膜电位

心外膜电位检测是由多个电极组成的电极在在开胸的情况下对心脏电兴奋进行直接探测并以图形的方式进行表达。电极排成阵列与心外膜直接接触，可以对心电信号进行同步采样，记录的心电信息比较客观而精确地反映心电兴奋起源及传播途径。通常用两种方法表达（1）等电位图：表示在同一时刻标测区内的电位分布，它能为心脏电生理的研究，心律失常的病灶部位定性和定位及缺血性心脏病的临床诊断提供重要依据。（2）等时图：表示在不同时刻除极波前后到达的位置 。心外膜检测国外已经有256道和512道标测系统。它是将256个或512个直径约1毫米的镀金电极均匀间隔排列做成网状结构贴在心外膜上进行检测。对一些不稳定的、复杂变异的心律失常，依赖常规的12导联心电图或利用心导管的心内逐拍采样，点与点比较的标测方法不能满足要求的情况下可用心外膜电位的标测系统。它能以连续同步采样方式对心肌电活动进行时空联合分析，尤其适用对房颤的研究需要，它还能快速生成动态等电位图、等时标测图和矢量图，

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能实现对除极波全方位、全区域的观察，能显示心电各子波的走向、起点及终点。心外膜电位标测系统的缺点是需心外科开胸辅助的创伤性检测。但由于电极阵列相对心肌位置固定，因此，所得图形比较确切，形态精细。心外膜电位仪的结构框图如图2-9所示

多 道 前 置 放 大 器 电磁 滤 波 器 多路线性 光 耦 多 路可 变 增 益 放 大 器 模拟数字转换器 PC 主 机 打印机 显 示 器

图2-9 2-7体表等电位图

尽管有创性心外膜电位检测对心脏电兴奋的传导路径和心电各向量图有比较精确的定位。但毕竟是在开胸情况下检测的。无创性的心外膜等电位检测是另一种体表心电标测。它是将电极阵列安放在人体的胸廓或心前区。国内多用128导联阵列，电极采用圆镍片或Ag/AgCl电极。电极数量越多，对体表电位分布的分析越精细。由于电极数量多而且面积小，又放置在体表，信号内阻高，易受干扰，因此解决电极的接触问题是个难题。实践中可将电极以不均匀阵列的方

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法放置在需要检查的突出重要部位， 但由于电极放置的非均匀化，心电等电位图的绘制的难度也相应地增加了。目前尚未建立普遍认可的标准来确定导联数目及导联位置。 2-8心导管术

心血管导管术是一种有创性的介入检查和治疗方法。 Werner Forssmann在1922年进行了第一例人类心导管术。心导管术的发明和日新月异的发展给冠心病、不典型性胸痛、急性心肌梗塞、 心瓣膜病、先天性心脏等疾病的诊断和治疗带来了福音。心导管术一般是经皮行血管穿刺或血管切开术将一定粗细的导管在X线影像设备的指引下插到血管或心脏的某一个部位。心导管术常用的配套设备有导管鞘、导丝、导管、高压注射泵、造影剂、 X线透视设备、血管内窥镜、血管内超声设备、生理记录仪等。导管鞘从皮肤到血管腔建立一个基本通路。导管常用尼龙，泰富龙，聚丙烯等材料组成，随导丝到达目标部位提供一个侧枝血管的通道，可以使用造影剂对血管进行造影、瞬间注射造影剂观察血管状态、植入物的运输和释放、压力测量等。导丝是建立一个从穿刺部位到病变部位或通过病变部位到达远端的通道。导丝的基本结构为内部由一坚硬轴心导丝和外部紧紧缠绕的弹簧圈并在导丝的外层表面涂上聚四氟乙烯或硅树脂涂层，以保证将导丝柔软、可控、光滑地到达目标部位。高压注射泵主要用于左心室或主动脉造影。造影剂一般为碘复合物。X影像设备主要为数字X线透视机和DSA。新型的数字式X线影像系统可提供高质量的图像，减少X线的辐射引起操作人员潜在性伤害的危险性。总之，心导管

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术在其他相应的设备辅助下可以对心电、血压、心排血量、血流动力学参数进行检测，可以对心脏、冠脉、主动脉弓、胸、腹主动脉及其分支、脑血管等进行血管造影，也可以在血管内经球囊扩张或放入支架治疗血管狭窄、闭塞性疾病，还可以进行血管内溶栓、血管内激光、高频消融、血管内窥镜、血管内超声显像、血管内多普勒超声血流测定。心导管检查还可以用于发现冠心病并评估其严重程度，直接地获得瓣膜性心脏病或先天性心脏病的各种数据，检测心脏四个腔室和大血管的压力，检测心瓣膜两侧的压力梯度。但心导管术毕竟是一种有创性的方法，在操作中可能发生心脏骤停、血管撕裂、脑血管意外、过度刺激迷走神经及造影剂反应等等。因此必须根据相应的指征，谨慎地选择。 2-9起搏器技术 2-9-1起搏器结构

心脏起搏技术是一种电治疗技术，主要用于治疗有临床症状或危及生命的心动过缓。整个心脏起搏系统包括脉冲发生器和电极导线两大部分组成。临床上分临时抢救用的心脏起搏器和埋入机体的永久性起搏器两种。

永久性起搏器由于植入机体，因此要求体积轻巧、寿命长、安全可靠。能源主要由锂复合电池供电。脉冲发生器由一定脉宽的矩形波发生器组成并由定时器控制时间周期。为了实现微功耗，电路多采用单晶微型电路。起搏器外壳采用生物相容性良好的钛材质并全密封。起搏器寿命主要决定于电池和程控功能，一般为2-7年。重量和寿命也

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是矛盾的。临床应以可靠性为首选， 其次考虑长寿命、微型化和多功能。

心脏起搏器通过电极-导线将刺激脉冲传输到心脏引起激动，并将心脏的电信息传回至起搏器，并经电路分析后控制下次脉冲的输出。埋藏式起搏器的刺激电极若放置在心外膜需切开胸壁和心包，因此，除非特殊需要外，一般将刺激电极通过血管放置在右心耳、右心房或右心室的心内膜下。如果起搏器两个电极都接触心肌，称为双极方式起搏，若一个电极置于心肌，另一个电极置于起搏器外壳，称为单极方式起搏。双极方式起搏优于单极方式起搏。电极采用表面涂覆泰富龙的铂-铱或钛合金。固定方式多采用倒叉头式或螺旋式，刺激电极放在心室肌的肌小梁或右心耳上，欲在右心房放置刺激电极一般通过J型电极。近年来采用激素缓释放电极，在电极头端放置一定量的地塞米松，植入心腔后缓慢释放，减轻电极-心肌界面的炎性反应与纤维化反应，降低起搏器的起搏阈值，可以节省电能，延长起搏器的使用寿命。 2-9-2起搏器类型

心脏起搏器的功能类型目前多采用NBG（北美洲心脏起搏与电生理协会-英国心脏起搏器与电生理协会分类纲目）起搏器编码。（见表2-9-2）

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表2-9-2 NBG编码

Ⅰ Ⅱ Ⅲ Ⅳ Ⅴ 起搏心腔 感知心腔 感知的反应 程控功能 抗快速心律失常功能 V=心室 V=心室 T =触发 P=程控频率/或输出 P=起搏方式刺激 A=心房 A=心房 I =抑制 M =多项参数程控 S=电击 D=双腔 D=双腔 D =T+1 C=遥测 D=P+C O=没有 O=没有 O=没有 R=频率自适应 O=没有 O=没有 例如AAI型 根据以上的编码可知 第一个A表示电极放在心房进行起搏，第二个A表示从心房腔感知心电信息， I表示当起搏器感知到有自身心搏时能抑制起搏器刺激脉冲的输出。 AAI型又称心房按需型。但由于刺激的部位在心房，因此，不适合用于房室传导阻滞；常见的起搏器类型还有心室按需（VVI）型 、双腔（DDD）型、频率自适应（R）型等等。

根据NBG表格缓慢型心律失常起搏器的选择原则如图2-10所示

心房功能不良 VVIR VVI 心脏交感神经及β受体良好 心脏交感神经及β受体不良好 心脏交感神经及β受体良好 房室传导无阻滞 心脏交感神经及β受体不良 DDD VVIR VVI DDDR VVIR DDD 心房 状态 心房功能良好 房室传导阻滞 AAI VVI AAIR，VVIR AAI，VVI

图2-10

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新型起搏器的功能日臻完善，例如具有感知遥测功能的起搏器，它以电极-导线为天线感知体外控制电路，调节起搏器的脉冲输出，以满足人体休息和运动时不同心率变化的要求。另外还有高频抑制、除颤保护、能量补偿、电压倍增、能感知机体代谢水平的频率自适应等等。

用于快速型心律失常的起搏器有自动型抗心动过速起搏器，能抑制折返性室上性心动过速，但鉴于射频消融治疗快速型心律失常技术的应用，快速型心律失常的起搏器现用得比较少了。

第三节 病人监护系统中的生物信号处理

3-1 概述

加强监护治疗病房（intensive care unit）ICU的建立和发展有力地促进了危重病医学的实践和发展。并由此衍生了如冠心病加强监护治疗病房（CCU），呼吸加强监护治疗病房（RCU）等等。随着科技的进步，各种综合性的加强监护病房的发展对原来一些不可能治疗或不可能根治的疾病得到彻底的治疗。并大大降低了许多危重病人、高危病人及急性期病人的死亡率。然而，在各种监护治疗过程中，总是伴随着医务人员的聪明才智及各种高科技医疗设备的广泛应用。在这过程中，人体各种生物信号的非电量与电量的转换是仪器的精髓， 唯有精确的生物信号获取、分析、处理，仪器才能为医生提供“千里眼”，才能充当病人的忠诚卫士。

在ICU（加强监护治疗病房）中对多床位的重危病人实行24小时

的实时、连续监护，以便在病人出现病情恶化时采取必要的抢救与治疗措施。采用中央集中监护的方式，可将多个床边监护仪送来的病人

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的各种心电、血压、呼吸速率、呼吸中的二氧化碳浓度、脉搏、血氧饱和度、体温等生理、生化信息及其变化进行集中分析、处理与管理。床边监护仪和中央集中监护仪设计成网络化监护结构。整个网络可采用星形拓扑结构。整个监护系统的网络结构框图如图3-1所示 ///

床边台 1 床边台 2 床边台 3 床边台 4 床边台 5 床边台 6 床边台 7 床边台 16 多患者参数无线接收器 多参数监护中央控制台 显示 显示 记录仪 应用服务器 医院主干网络

图3-1

每个床边监护仪都与交换机相连，交换机与每一个床边仪构成一个局域网。交换机连接服务器，需要时还可以跟医院的主干网相连。床边计算机共享服务器中的信息可方便地实现床边监护仪互传信息。任意两个床边监护仪都可以进行实时通信和操作。中央监护台是一个带远程终端和本地外设的多CPU系统即一个实时多任务分布系统并采用多总线结构。中央监护台能根据需要显示每个床边台的某一项信号如ECG或显示各床位的多种生理参数波形，还能显示报警回顾、报

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警参数及日期与时间。一个中央监护台通常可管理16台床边仪。

所有床边监护台均由兼容性的PC机组成，并采用多CPU模块结构，如心电模块、血压模块、血氧模块等等。每一个模块由 μCPU控制。模块的硬件和软件可各自独立设计，独立调正并可以互相通信。多模块间的通信和数据交换方式采用共享存储器技术实现。每台床边监护台还具有多模块的分析软件，如心律分析软件能进行心率计算、显示及心率趋势、QRS波异常的类型及判别、ST 段分析等。

图3-2a，图3-2b 是一个多参数床边监护台的结构示图

心电信号1 前置放大 光电隔离 可变增益放大 心电信号3 前置放大 光电隔离 可变增益放大 多路转换开关 1 多路转换开关 2 多路转换开关 3 CO2气体信号 热敏/阻抗呼吸信号 体温信号 血氧饱和信号 前置放大 解调 可变增益放大 前置放大 解调 可变增益放大 VFC 前置放大 光电隔离 解调 FVC 可变增益放大 血压信号 前置放大 光电隔离 可变增益放大

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图3-2a

多路开关1 多路开关3 采样保持 A/D转换 μCPU 采样保持 A/D转换 μCPU ROM RAM主CPU 输入/输出控制 中断控制 键盘控制 ROM RAM 报警 扫描及视频放大 显示 波形字符叠加 波形生成 波形数据存储 共享存储器 显示控制 通信控制 导联脱落 增益切换 波形冻结 测量切换 字符生成 字符映射存储 菜单控制 中央控制台 心电控制 血压控制 参数设置 病人信息

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图3-2b

床边监护设备能对病人的众多的生理参数进行监护如：心电、有创血压抑或无创血压、阻抗式呼吸抑或热敏式呼吸、体温、脉搏、血氧饱和度、脑电、呼吸气体等等。 3-2心电监护通道

在多参数床边监护仪器中，监护电极与心电图的电极安放位置不同，但其定义是相同的，具有相同的极性和波形。监护电极一般安放在胸部。具体位置有两种形式：一种是三极体系，一种是五极体系。根据国际电工委员会的规定，三电极体系一般需要在胸部放置三个电极。(1)左锁骨下沟，标号为（L）LA；(2)右锁骨下沟，标号为（R）RA；(3)左腋前线肋弓处，标号为（F）LL。由这三个电极组合出三个标准导联，连接方式与通用的12导联体系中的标准Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ相同。五电极体系需要在胸部放置五个电极。（L）LA，（R）RA与三极体系中放置的一样，（F）LL位于左髂前上棘与左锁骨中线交界，N位于（F）LL水平右锁骨中线交界，C（V）位于正常心电图各胸导联放置处。由这五个电极可以组合出与通用的12导联相对应的导联，即Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、aVL、aVR、aVF、V1-V6。多参数床边监护系统中的心电监护通道采用专用的心电放大板。心电放大器由高压保护，心电前置放大、1毫伏定标、高通滤波、低通滤波、50赫兹干扰抑制，后置放大器等组成。除颤高压保护回路设置在放大器输入端，前置放大器一般采用低噪声、高输入阻抗及高共模抑制比的典型三运放或专用的心电前置放大器。1毫伏定标电路采用高稳定度稳压电源经电阻

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分压而成，通过加法电路与心电前置放大器输入级的ECG信号混合，心电信号经阻抗变换，前置放大，定标信号合成后再经光耦或光纤的调制和解调后传至后置放大器，由后置放大器实现增益调整，工频及肌电信号滤波后送至A/D转换再传至数字信号处理部分。每一个心电输入放大器的输出都有电极脱落检测装置，以确定松脱的电极。心电监护通道一般具有心律失常的分析软件。在ECG连续监护情况下检测QRS波群、ST 段，并对心律失常进行分析、判断，并及时发出失常报警。ECG分析一般有特征抽取和诊断两个程序。 3-3血压监护通道

多参数床边监护系统中血压监护通道一般设有2-3个有创血压检测通道，以对比不同测压点的波形、血压值和血压差。1个无创式血压检测装置。

3-3-1动脉血压检测原理

动脉血压是估计心血管功能的最常用的方法。收缩压主要由心脏收缩时左心室的射血功能、主动脉瓣的开启情况、中小动脉的管壁弹性及阻力血管的紧张度决定，舒张压主要由心脏舒张时主动脉瓣的关闭情况、动脉管壁的弹性回缩力及阻力血管的紧张度决定。血压的无创测量安全，但测量精度易受机体血流动力学的改变而变化，有创血压测量可实现准确、可靠、连续的检测，比较适合于各种危重病人的血压检测。

3-3-2无创动脉振荡测压：NBP模块一般由压力泵、压力传感器、过压安全保护、袖带充气及放气系统等组成。通过充气袖套在测量部位

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以20毫米汞柱的增量逐级充气，袖带由压力泵充气到设定的压力，这个压力由测量模式决定。即袖带由压力泵充气到比收缩压稍高的一个压力值后，便以5毫米汞柱的减压量逐级减压，在减压过程中检测袖套内气体的振荡波，振荡波的压力变化由压力传感器换能。当袖套内压力大于收缩压时，振荡波很小，当袖套内压力等于收缩压时，动脉的振荡信号即为收缩压。振荡幅度达到峰值时为平均动脉压，袖套内压力突然降低时为舒张压。如图3-3所示

图3-3

无创血压测量可根据设定进行单次充气或多次重复充气。还可以根据设定在一定间隔时间进行自动测量。

3-3-3有创动脉血压检测：有创血压检测通过一个一端连接动脉血管，一端连接抗血凝（比如肝素）冲洗装置，另一端为压力传感器的三通式换能器实现。血压传感器作为检测电桥的一个臂接入桥路直接获得血压信号。如图3-4a, 图3-4b所示

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图3-4a 图3-4b

有创血压检测一般通过桡动脉或股动脉进行动脉穿刺并留针。

由传感器送来的血压信号经放大器处理及A/D转换后送至血压单元μCPU，μCPU定时调用血压分析程序并准确找到每个动脉波特征点，计算出收缩压、舒张压、脉压和平均动脉压。并设有血压零值校正和传感器灵敏度校正。PC 机还将血压波形数据以及计算结果、报警、趋势等信息一起送入共享存储器。 3-3-4其他血管压力检测

依据上述有创测压的原理，通过选择多参数监护仪的压力表名的菜单。仪器可以方便地测量肺动脉压、颅内压、中心静脉压等。 3-4血氧饱和度检测

3-4-1 血氧饱和度检测的基本原理

氧是维系人类生命的基础，心脏的收缩和舒张使得人体的血液脉动地流过肺部，一定量的还原型血红蛋白Hb与肺部中摄取的氧气结合成氧合血红蛋白HbO2，另有约2％的氧溶解在血浆里。这些血

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液通过主动脉及其分支一直输送到毛细血管，然后在毛细血管中将氧释放，以维持组织细胞的新陈代谢。血氧饱和度SaO2是血液中被氧结合的氧合血红蛋白HbO2的容量占全部可结合的血红蛋白Hb容量的百分比，即血液中血氧的浓度。它是呼吸循环的重要生理参数。人体的血红蛋白包括氧合血红蛋白、还原型血红蛋白、正铁血红蛋白和碳氧血红蛋白。在正常情况下，后两种浓度很低，而功能性氧饱和度为HbO2浓度与HbO2+Hb浓度之比。 功能性血氧饱和度=

HbO2×100%。

HbO2?Hb研究表明，脉搏式功能性血氧饱和度SpO2与人体血氧饱和度SaO2呈显著相关，相关系数为0.9-0.98。 3-4-2血氧饱和度检测分类

血氧饱和度的测量通常分为电化学法和光学法两类。

传统的电化学法血氧饱和度测量要先进行人体采血(取动脉血)，再利用血气分析仪进行电化学分析，通过测动脉氧分压PaO2，计算出动脉血氧饱和度SaO2。电化学法的优点是测量结果精确可靠，缺点是比较麻烦，且不能进行连续的检测，属有创的血氧测定法。 光学法是一种克服了电化学法缺点的新型光学测量方法，它是一种连续无损伤血氧测量方法，可用于急救病房、手术室、恢复室和睡眠研究中。目前采用最多的是脉搏血氧测定法，其原理是检测血液对光吸收量的变化，测量氧合血红蛋白HbO2占全部血红蛋白Hb的百分比，从而求得SaO2。该方法的优点是可以做到对人体连续无创测量，缺点是测量精度比电化学法低，特别是在血氧值较低时产生的误

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差较大。但脉搏式血氧饱和度的测量误差已经可以控制在1％以内，基本达到临床使用的要求。 3-4-3 无创性血氧饱和度检测原理

人体不同的组织有不同的吸收光谱。氧合血红蛋白吸收波长为660nm，还原型血红蛋白的吸收波长为940nm。 临床上多用功能氧饱和度来反映血液中氧含量的变化。无创性血氧饱和度测量是基于动脉血液对光的吸收随动脉搏动而变化的原理来进行测量的。研究表明，氧合血红蛋白和非氧合血红蛋白对不同波长的入射光有着不同的吸收率。当某一单色光垂直照射人体的某一组织，动脉血液对光的吸收将随透光区域动脉血管的搏动而变化。当用两种特定波长的单色光λ1、λ2照射手指时，根据功能氧饱和度的定义可推出动脉血氧饱和度的近似公式为：

SaO2=KA氧合型血红蛋白的吸光度+b

A还原型血红蛋白的吸光度+A 氧合型血红蛋白的吸光度 式中：K、b为常数。

注意到生物组织是一个强散射、弱吸收的复杂光学介质，因此在实际测量中无法用一个严格的公式来描述，所以一般是通过测量双光束吸光度变化之比，然后通过经验定标曲线最终获取氧饱和度。而在选择双光束波长时，一般选择入射光波长为660nm和940nm。 血氧传感器按外形主要可以分为指套型、耳垂型、包裹型和粘附型，按用途又可分为成人型和儿童型、婴儿型几种。不论外形和类型如何，血氧传感器的原理结构是一样的，它们均由发光器件和接收器

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件组成。发光器件是由波长为660nm(650nm)的红光和波长为940nm(910nm)的红外光发射管组成。光敏接收器件大都采用接收面积大，灵敏度高、暗电流小、噪声低的光敏二极管，由它将接收到的光信号转换成电信号。

脉搏血氧饱和度检测是目前较为常用的一种检测方法，多采用指套式或耳垂夹子式传感器探头。使用时探头套在指尖上或夹在耳垂上。指套式上壁固定了两个并列放置的发光二极管，发光波长分别为660nm红光和940nm红外光。下壁是一个光敏接收器件，它将透射过手指的光信号转换成电信号。当两束入射光经过手指时，被血液及组织吸收，动脉血的光吸收随动脉的搏动变化而改变，而其他组织成份所吸收的光强（DC）几乎不变，保持相对稳定。最终形成脉搏的光吸收波（AC）如图3-5所示

图3-5

通过光电感应器可测得穿过手指的透过光强度，对λ1入射光：搏动时氧合血红蛋白吸收的光强度较搏动间隙时吸收多，变化的数值即是氧合血红蛋白所吸收的光强度。同理可得对λ2入射光时还原型血红蛋白的吸光度。这样，可以计算两个波长的光吸收比率R

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R=

AC660/DC660

AC940/DC940R与SpO2 呈负相关如图3-6所示，

图3-6

在标准曲线上可得到SpO2与R的对应关系，如当R为1时，SpO2

约为85%。标准曲线由一群正常人的数据经校正后建立数据库，存贮在微机内进行按需调用。 3-5呼吸检测 3-5-1呼吸的测量原理

呼吸的测量采用两种方法，一种是热敏式呼吸法，另一种是阻抗式呼吸法。热敏式呼吸法采用鼻夹式热敏电阻来测量呼吸气流的温度变化，当呼吸气流流过热敏电阻Rt 时，Rt阻值发生变化，经测量电桥检测后，可获得与呼吸同步的交变电压信号输出，经前置放大后通过带宽为0.05-10Hz滤波器，经光耦的调制解调电路送至可变增益放大器，再经A/D变换送至CPU处理。并测定呼吸频率。由于热敏式呼吸法的测量受周围环境温度的影响较大，尤其在环境温度接近人体体温时，测量灵敏度会受到影响。因此，目前常用阻抗法测量呼吸波

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和呼吸率。阻抗呼吸波测量根据呼吸过程中胸壁肌肉张弛，胸廓交替变形时会导致机体组织的电阻抗发生变化的原理进行设计。人体在呼吸过程中的胸廓运动会造成人体胸阻抗的变化，变化量为0.1-3欧姆。监护仪一般是通过ECG导联的两个电极用30-100KHz的正弦载频恒流向人体注入一个安全电流（恒流的值一般在0.1-1mA范围选择），当高频振荡电流通过胸部时，就能将胸阻抗的变化变换成电压的变化，胸阻抗测量可采用两电极法和四电极法，LL和RA两个电极之间的阻抗作为测量电桥的一臂。呼吸过程中的电阻抗变化通过电桥检测电路变为电压信号，再经同步解调，解调出呼吸信号，经可变增益放大器和A/D变换后送至CPU分析和处理。 3-6体温检测 3-6-1体温的检测原理

体温的检测一般采用热敏电阻作为测量臂的桥式电路。检测电路的输入端采用电平衡桥，随着体温的不同变化，平衡桥的输出端就有电压输出，根据平衡桥输出电压的高低，换算出人体的体温。由于体温的变化量相对较慢。因此，一般将电桥的输出信号经放大后通过电压/频率（VFC）转换电路将缓慢变化的体温信号转换成一定的频率信号经光耦器件传输，以减少信号漂移。而在光耦器件的另一侧通过频率/电压转换（FVC）电路恢复体温信号，经温度补偿后送至A/D转换。 3-7脑电检测。 3-7-1脑电信号检测原理

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常规脑电图EEG由于分析费时，在ICU临床应用中多用定量脑电图（qEEG）来实现。qEEG是将计算机技术、信号处理技术与传统的脑电图EEG结合的产物。可广泛地用于麻醉深度、脑血流灌注、脑组织代谢状况检测等，还可以预测转归。

脑电图EEG是神经突触后电位的总和电波。主要反映的是皮质神经元的突触后活动。EEG的波形和节律主要有（1）α波和节律；（2）β波和节律；（3）θ和δ活动。各波的波幅在5-200微伏左右，频率为0.05-150Hz。波形有正弦样波、棘波、尖波、三相波、棘-慢复合波、手套样波等。由于脑电图属微伏级的信号，理论上心电信号仅比脑电信号大几十分贝。但脑电信号的放大电路却比心电信号的处理困难和复杂得多。脑电放大器模块中的核心是极低噪声、低漂移、高共模抑制比的前置放大器及数字滤波技术。其他相应的脑电图检测电路有电极电阻检测器、 定标电压、时间常数调节、后置放大、A/D转换等等。由于EEG波形复杂，除人工分析外，直接进行计算机波形特征识别相对比较困难，故在多参数监护仪里一般用两道实时脑电图EEG供人工判别，用定量脑电图（qEEG）检测作为仪器自动监测的参考。

3-7-2定量脑电检测

EEG计算机定量化分析主要包括频域分析、时域分析和双谱分析。频域分析是以功率谱分析为主并在功率谱基础上发展了功率谱阵，如压缩谱阵（CSA）、致密谱阵（DSA）、脑电地形图（BEAM）。时域分析主要是直接提取波形特征进行瞬态波形识别。双谱分析包括了信号的

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位相信息以及频域中各种成分的相关信息。

连续监测中用得比较多的是脑电功率谱分析法。脑电功率谱分析法的基本原理是：首先确定原始EEG的采样长度，用于检测脑灌流时一般为2-4秒，用于ICU长时间检测时一般为12-16秒。其次对单元内的原始EEG 进行数字化处理。用高于两倍信号频率的采样频率进行采样。并采用低失真度的A/D变换电路。再用快速傅立叶变换（FFT）计算方法对数字化的EEG资料进行换算，计算出各频带下的波幅的电强度（μV）。然后以波幅的平方（μV2）作为频率的函数的直方图显示功率谱。

常用的压缩谱阵（CSA）是将功率谱分析得到的大量资料简化成容易理解的图形。压缩的频谱阵列（CSA）周期地对连续的EEG信号进行采样，并将其数值存储在一个帧中。利用快速傅立叶变换处理每一个帧的波形并建立一张频谱，并以压缩的频谱阵方式显示出来。横轴表示频率，纵轴表示功率和时间。CSA技术对连续的脑电信号各时间分段上求得的功率谱，依次地利用遮线抑制技术 ，显示三维的效果。 3-8二氧化碳检测 3-8-1呼吸道二氧化碳检测

在接有呼吸机的ICU监护中常用CO2测量来监护病人的呼吸状态并控制病人的通气。二氧化碳测量方法主要有两种：（1）主流测量法：在气道接头上接上二氧化碳传感器直接检测病人呼吸系统中的CO2含量；（2）旁流法：对病人气道中的呼吸气体用恒定的采样流量

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进行采样，并用测量系统中内置的二氧化碳传感器进行检测分析。如图3-7所示

图3-7

3-8-2二氧化碳测量原理：

每一种气体都有其自己的吸收特征。一般气体的吸收峰在红外光谱范围，检测CO2气体时，用红外滤光镜选择与CO2气体吸收峰互补的红外光穿过CO2气体。若CO2气体浓度愈高，该红外光传输量就愈低，然后对穿过红外光吸收气体的红外线传输量进行测量，经与标定的CO2气体浓度比较后便可知道该CO2气体的浓度。用同样原理，选择不同波长的红外光还可以检测其他不同的气体如O2 、N2O（笑气） 和七氟醚、异氟醚等麻醉气体。仪器可显示（1）二氧化碳波形。（2） 潮气末二氧化碳的数值。（3）吸入的最小二氧化碳。（4）气道呼吸率awRR等。 3-9经皮氧分压检测 3-9-1经皮氧分压检测原理

PtcO2测量是一种检测与动脉化毛细血管平衡后组织氧张力的无

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创技术。研究表明：皮肤角质层是O2经皮肤扩散的有效屏障。当皮肤温度加热超过41摄氏度时角质层由晶状结构转化为杂乱结构，气体通过角质层的扩散速度增加100-1000倍，从而有效地消除角质层的屏障作用。皮肤加热还可以使真皮毛细血管袢顶端的PO2增加。因此，皮肤加热能使传感器迅速地反映皮肤组织的PO2。 检测时将加热的电极直接置于皮肤上（一般为胸骨旁）。氧传感器的外形如图3-8所示

图3-8

氧传感器的结构如图3-9所示

图3-9

经皮氧电极属一种微型气敏电极，它由加热元件、测温元件、氧透过膜、铂电极、银/氯化银电极、氧透过膜内侧缓冲液等组成。测

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量时，由于加热的传感器表面破坏了皮肤角质层的屏障，皮肤组织的O2通过角质层扩散进入传感器的氧透过膜，监测模块在铂电极和银/氯化银电极之间加了恒压源，在此电压的作用下，进入氧透过膜内充液中的氧发生电解，电解电流的大小正比于PO2的高低，即通过皮肤氧电极的转换，PO2转换成了电流信号。 3-10经皮二氧化碳分压检测 3-10-1经皮二氧化碳分压测量原理

经皮二氧化碳（PtcCO2）分压检测的电极如图3-10所示

图3-10

PtcCO2中的探头也是微型气敏电极。由加热元件、测温元件、二氧化碳透过膜、氢离子敏感电极、汞/氯化亚汞电极、二氧化碳透过膜内侧缓冲液等组成。测量时，皮肤组织的CO2通过角质层扩散并透过传感器的二氧化碳透过膜，使二氧化碳透过膜内侧缓冲液中的pH值发生改变 ，根据能斯特方程，氢离子敏感电极和汞/氯化亚汞电极将二氧化碳透过膜内侧缓冲液中氢离子浓度的变化转变成电压信号，经高输入阻抗的前置放大器放大和温度补偿后送A/D转换。

由于经皮氧或二氧化碳分压传感器工作时皮肤表面需要加热，

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（41-45摄氏度），为了防止皮肤烫伤，经皮肤氧或二氧化碳分压传感器留置时间一般不超过4个小时，需经常变化检测的部位。另外，PtcO2 、 PtcCO2测量是表示位于电极下面组织的PO2、PCO2，而不是真正的动脉血气，经皮血气的测定还受毛细血管血流的变化、局部皮肤的代谢作用和外周血管的阻力等。因此，准确度没有动脉血直接血气分析检测高。

多参数病人监护仪设备一般都具备上述的检测项目。但某些检测项目尚不在多参数病人监护仪中进行连续检测，如动脉血气、血电解质、肌酐清除率等等。通常是通过采血样后进行检测。 3-11血气及电解质检测 3-11-1血气检测原理

血气分析仪可对人体内血液的酸碱度（PH）、二氧化碳分压（PCO2）、氧分压（PO2）进行定量分析，并且利用所测参数和病人的体温、血红蛋白计算出HCO3- 碳酸氢根）、BE（碱超）、SB（标准碳酸氢根）、SBE（标准碱超）等生理参数。

血液中的O2和CO2有物理溶解和化学结合两种存在形式。血液中大部分的氧与血红蛋白结合，大部分二氧化碳以碳酸氢根的形式存在。物理溶解所占比例很小，但在气体交换时，进入血液的气体必须先经过物理溶解状态才能进一步成为化学结合状态；气体从血液释出时，化学结合状态的气体也需要先行分解成为物理溶解状态，然后才能离开血液。

（1）PO2（血氧分压值）：氧在血液中的存在形式一是物理溶解

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的，约占总数的4％，二是与血红蛋白（Hb）结合成HbO2，约占总数的 96％。

（2）PCO2（血二氧化碳分压值）：二氧化碳（CO2）在血液中的存在形式有3种，一是物理溶解的，占总量的7.3％，二是与血红蛋白（Hb）结合成氨基甲酸血红蛋白（HbNH2＋CO2→HbNHCOOH），占总量的 24.4％，三是与水结合形成HCO3-，占总数的68.3％。

（3）pH（血液酸碱度）：血液的pH值为血液的全血或血浆的酸度。 pH公式为：

pH＝－lg[H+ ]

测量血液的PH值，实际上是测定血液[H+ ]的浓度。 3-11-2 血液pH检测

血气分析仪检测pH，利用玻璃电极和甘汞电极来测量血液中的酸碱度，采用玻璃平头型电极。如图3－11所示

图3-11

根据能斯特方程式

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Ex=E0+2.30259RT/nF? lgax

式中：Ex为电极电位，E0为标准电极电位，R为气体常数；T为绝对温度；F为法拉第常数，n为离子价数；ax为离子活度，ax＝rC,；r为活度系数，C为浓度。当溶液的浓度低于10－3mol-1时，活度系数接近于1，即活度等于浓度。

Ex=E0+2.30259RT/nF? lg [H+ ]

玻璃电极一侧的电位为

E1=E0+2.30259RT/nF? lg [H+1 ]

玻璃电极另一侧的电位为

E2=E0+2.30259RT/nF? lg [H+2 ]

在250C时 两侧的电势差

E电压＝K ＋0.059lg [H+1 ]/ [H+2 ]

如果令[H+2 ]固定不变（内参比液氢离子浓度为定值），则上式可改写为

E电压＝K ＋0.059lg[H+1 ]－0.059lg [H+2 ]＝K′＋0.059lg[H+1 ] 用已知pH的标准液定标

E已知＝K′＋0.059lg[H+已知] E未知＝K′＋0.059lg[H+未知]

这样，就能求得血液的pH值。 3-11-3 PCO2检测

对PCO2（二氧化碳分压）的测量实际上也是测量pH的变化。

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因为 CO2 ＋H2O ←→H2CO3←→H+＋HCO3-

PKa=[H+ ]? [HCO3- ]/ H2CO3

设H2CO3=KPCO2，

lgPKa=lg [H+ ]＋lg [HCO3- ]－lgKPCO2 设内充液[HCO3- ]为定值

pH=K’－lgPCO2

由此可见， 如果某液体的[H+ ]仅由PCO2决定，那么，可以通过求pH值来换算PCO2的值。但是，血液的pH是由除CO2以外多种因素决定的，所以，不能单纯通过血液的pH值计算血液PCO2。因此，血气分析仪是通过特种电极（二氧化碳分压电极）来实现PCO2的测量。 （1）PCO2电极

PCO2电极是一个气敏电极。电极前端有一层特殊膜，它只允许CO2气体分子通过，而阻止其它气体分子和离子通过。薄膜的材料多用高分子有机化合物制成。电极原理如图3－12（a）、（b）所示。

图3－12（a） 图3－12（b）

玻璃电极和参比电极（Ag－AgCl）被封装在充满碳酸氢钠

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（NaHCO3）、蒸馏水和氯化钠（NaCl）溶液的电极里面，电极的端部为二氧化碳透过膜。当电极的端部插到样品室壁时，样品中的 CO2通过二氧化碳透过膜扩散进入电极内。扩散一直进行到样品和电极内部CO2浓度相同为止。进入到电极内的CO2和水发生如下反应

CO2 ＋H2O ←→H2CO3←→H+＋HCO3

从而改变了电极内溶液的酸碱度。样品中二氧化碳含量越高扩散到电极内的二氧化碳越多，从而使电极内的PH值下降也越大。电极内的玻璃电极和参比电极将此PH的变化测量出来，就间接地测得了PCO2的值。反之，当样品中PCO2降低时，电极内的H2CO3分解，CO2气体通过CO2膜扩散出去，使得PH值升高。溶液PH值的变化和PCO2分压成负对数关系。即

pH=K’－lgPCO2

所以，测得的PH值经过反对数变换就可以得到PCO2值。当然，在使用前必须对PCO2气体检测进行定标。 3-11-4 血PO2检测

血PO2检测主要通过PO2电极来实现。PO2电极也是气敏电极。血PO2测量是基于电解氧的原理而实现的。电极前端为特异性透过O2分子的氧透过膜，电极的结构原理如图3－13（a）、3-13（b）所示：

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图 3-13(1) 图3-13（b）

常用PO2电极由氧透过膜、内电极、电极内充液等组成。内电极由一个铂阳极和一个银/氯化银（Ag/AgCI）电极组成。内充液由磷酸二氢钾（KH2PO4）、磷酸二氢钠（NaH2PO4）、氯化钾（KCl）和蒸馏水组成。在两极之间加有0．7V左右的极化电压。在极化电压的作用下，进入内充液的氧被电解。电极上所发生的反应为 阳极反应（氧化反应）：O2＋2H2O＋4e－→4OH- 阴极反应（还原反应）：4Ag→4Ag+＋4e-

此电解电流的大小正比于氧分压PO2的高低。即通过电极的转换，氧分压PO2转变成了电流。

无论是PCO2电极还是PO2电极，它们对温度都非常敏感。为了保证电极的转换精度，温度的变化必须控制在±0.1摄氏度范围内。所以血气分析的测量过程中必须恒温。 8-2血电解质检测

血电解质检测主要是利用离子选择性电极测试溶液中的离子含量。离子选择性电极是一种用特殊敏感膜材料制成的，如钠电极的膜采用含铅硅酸钠的玻璃电极，钾电极采用缬氨霉素与聚氯乙烯的膜电

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极。对特定离子具有特定的离子活度变化。如氢离子敏感玻璃电极可以用来检测pH值，钠离子敏感电极可以检测钠离子浓度等等。因为这类电极的电位与特定离子活度(浓度)的对数呈线性关系。

血液中的电解质主要有钠离子，钾离子，氯离子等。电解质的测量通常用两种方法：一种是与测pH类似的根据能斯特方程式为基础的直接电势法，另一种是曲线描记法。曲线描记法是用不同浓度的标准溶液与电极对组成电池，分别测电动势，在半对数坐标上以E对C（对数坐标）作图得到标准曲线，曲线的斜率理论上是2.30259RT/F，经加权处理后将电势值与浓度做成数据库。

检测pH、PO2、PCO2、Na+、K+、Cl﹣等项目时，由于这些电极的内阻都很高，所以与这些电极匹配的都是极高输入阻抗的前置放大器。

图3-14

图3-14即为一个极高输入阻抗的前置放大器，输入级采用低噪声场

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效应管，并采用共源电路，输入阻抗可达1012欧姆。图中R1调整增益，R3调整共模抑制比，25KΩ可调电阻调整零偏。 3-12生化检测 3-12-1 生化检测原理

临床上，生化检测主要是测量人体血液和其他体液中的有机化合物如血红蛋白、胆固醇、胆红素、各种酶、葡萄糖、尿素氮、肌酐、蛋白质、无机化合物如无机磷、无机钙等。

生化分析常用的测量方法有电极法和吸光光度分析法。临床上生化分析主要采用试剂辅助的吸光光度分析法。其工作波长在340-800nm之间，单色器常用复合滤光片组成，通常用6-12块滤光片供选用，也可由光栅产生单色光。

实验证明，单色光经过有色溶液时，透过溶液的光强度不仅与溶液的浓度有关，而且还与溶液的厚度以及溶液本身对光的吸收性能有关。其规律遵循朗伯比尔定律 A＝KCL

A=lgI o/ I t =-lgT=lg1/T

即当一束强度为I o的平行单色光通过一个浓度为C的吸光物质、厚度为L的吸收他时，光的一部分被吸收，光强度从IO减小至It。当吸光系数k一定时，透光率T与浓度或厚度呈指数函数关系，吸光度（A）与浓度或厚度呈正比关系。以血红蛋白检测为例：

在稀释血液中加入定量的试剂，快速溶解红细胞，并将释放出来的血红蛋白全部转变成稳定的氰化血红蛋白，后者对540nm波长的

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光吸收量与血红蛋白浓度成正比，即血红蛋白含量愈高，吸光性愈强，用光电器件检测透射光强度，即可得到该样品血红蛋白浓度。为了防止光散射和外来光干扰，常用双波长法测量。光路如图3－15所示

图 3-15

光源发出的光经透镜和狭缝到达流动比色皿上，透过流动比色皿再到达一个半透半反镜上分成一束透射光和一束反射光。透射光经过690 nm滤光片到达一光电池，被光电池转换为参考信号。另一束反射光经过540nm的滤光片到达另一光电池，被光电池转换为样品信号。

540 nm的吸光度为:

A540＝ K540· C·L＋ A540干扰

式中，A540为在 540 nm时的吸光度，K540为在 540 nm时的吸光系数，C为待测物质浓度， L为吸收池厚度，A540干扰为光散射和背景吸光度。同样，对于 690 nm的吸光度也有：

A690＝ K690· C·L＋ A690干扰

因参比信号和样品信号是在相同的环境下获得的，因此可以把 A540干

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扰

和 A690干扰视为相等。因此透过比色皿的参考信号和样品信号的吸光

度之差⊿A为：

⊿A＝（K690－K540）·C·L=⊿E

式中：

⊿A：参考信号和样品信号的吸光度之差 ⊿E：参考信号和样品信号的电压差

（K690－K540）：参考信号和样品信号的吸光系数之差 C：样品浓度 L：流动比色池宽度

测量时先用标准浓度定标求出（K690－K540）·L的值，并将此值存在存储器中，再测出参考和样品两信号的电压差，便可以求得相应的血红蛋白浓度，并有效消除和减少了光散射、背景吸收以及混浊样品等因素对测定的影响。

再例如血肌酐清除率的检测： 血肌酐浓度是反映肾小球滤过功能的常用指标。血肌酐由外源性和内源性肌酐组成。内源性肌酐是人体内肌酸的代谢产物，肌酸量与肌肉量成正比。在外源性肌酐摄入量稳定的情况下，血肌酐浓度取决于肾小球的滤过功能。因此，肾小球滤过功能常用肌酐清除率来反映。由于常规的肌酐清除率需收集24小时的尿液，采样不便。故通常用Cockcroft推算法由血肌酐的值结合性别，体重算出肌酐清除率。 Cockcroft计算公式 肌酐清除率（ml/min）=

（140?年龄）?体重（kg)（男性）

72?血肌酐（mg/dl)49

肌酐清除率（ml/min）=

（140?年龄）?体重（kg)（女性）

85?血肌酐（mg/dl)根据上述生化吸光光度分析法原理将测出的血肌酐的值与性别、体重依据Cockcroft计算法则列出肌酐清除率的图表并做成数据库，存在半导体存储器内，依据需要进行调用就能够测出肌酐清除率了。

生化分析除了可见光吸收光谱分析法以外还融入了比浊法、免疫浊度反应、均相酶免疫分析、酶促反应等新的方法，大大拓展了检测的广度和深度。以酶活性测定为例：

生物体细胞内含有各种酶，当细胞通透性增加或细胞破裂时，会使体液中酶的浓度增加。但是，血液中的酶含量甚微，有些酶血液中的含量在每毫升毫微克（ng），甚至只有微微克（Pg）水平，因此要直接测定酶含量有时是很困难的。因此，通常采用测定酶的活性来间接推算酶的含量。

酶活性的大小，在一定条件下通过测定酶促反应过程中单位时间内底物的减少量或产物的生成量引起的吸光度变化，即测定酶促反应的速率来获得的。一般情况下，产物和底物的浓度变化是一致的，但测定产物的生成要比测定底物的减少为好。这是由于反应体系中使用的底物往往是过量的，反应时间通常又很短，尤其在酶活性很低时，底物减少量仅占加入量的很小比例，因此测定不易精确；反之，产物从无到有，只要测定方法灵敏，准确度可以很高。所以，酶活性测定大多数采用测定产物生成速率的方法。酶促反应三阶段酶促反应是一个可逆反应，其反应全过程的速率并不都与酶活性成正比。将酶促反应过程中测得的产物或底物的变化量对时间作图，得到酶促反应时间

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