心输出量是一项重要的心功能测量指标，可反映心肌的泵血能力，指导医学诊断与治疗，尤其对危重患者和慢性心脏病患者的心功能监测具有非常重要的意义 ^[1]。传统的 Fickle 法或热稀释法为心输出量测量的金标准，但其需要侵入性手段测量心输出量，存在风险和不适。随着医疗技术的不断进步，无创心输出量测量成为可能 ^[2-3]。目前，国外已有商用的无创心输出量测量机型，如德国的 ICON 系统和以色列的 NICas 系统，但售价均较高（单台20 万 ~ 40 万元）。国内无创心输出量测量系统的研制还处于探索阶段。根据已有的无创心输出量测量系统的原理结构分析，胸阻抗采集电路是该系统的关键组成部分，具有将心输出量相关生物电信号转化为可测量电压信号的功能。本研究旨在以胸阻抗技术及 Nyboer 的胸腔圆柱模型为理论基础，设计用于无创心输出量测量的胸阻抗采集电路，通过合理设计和优化电路参数，可以为精确和稳定地测量心输出量奠定基础，为今后的临床治疗提供准确的诊断依据和指导。

1  胸阻抗法测量心输出量的原理

生物电阻抗法是一种通过对不同生物组织和器官进行电学分析，以获取人体病理和生理信息的方法，已被应用于脑水肿监测、颅内压测量、人体成分分析及心输出量测量等多个领域 ^[4-5]。其中，心输出量测量采用的是胸阻抗法。胸阻抗法的基本原理是利用每个心动周期内胸腔阻抗的变化测量心输出量，即随着心脏的收缩和舒张，其血流速度、血液容量和体积会发生周期性变化，进而在胸腔表面出现周期性的阻抗变化，根据此变化值即可求出主动脉的体积变化（即每搏输出量），乘以心率即可得到心输出量 ^[6]。每搏输出量的计算原理基于Nyboer 的胸腔圆柱模型（图 1）和胸腔阻抗的等效平行电路（图 2），再根据以下公式 ^[7] 得到心脏射血时主动脉的体积变化（即每搏输出量）为：

式中，∆V 为心脏射血时主动脉的体积变化， 为血液的电阻率，L 为电压电极 E₁ 和 E₂ 之间的距离，Z ₀ 为胸腔基础阻抗，∆Z 为胸腔表面的阻抗变化。

注：E₁ 和 E₂ 为电压电极，L 为 E₁ 和 E₂ 之间的距离

图 1 Nyboer 的胸腔圆柱模型

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注：E₁和 E₂为电压电极，I₀为高频电流，I₁和 I₂为两个电流电极，Z ₀ 为胸腔阻抗，Z _a 为主动脉的阻抗，Z 为 Z ₀ 和 Z _a 的并联阻抗

图 2 胸腔平行阻抗模型

2  胸阻抗采集电路主要模块设计

心电信号是人体表面的一种电信号，频率为0.05 ~ 100.00 Hz，电压振幅 0 ~ 5 mV，心电信号接收器的电阻值从几千欧至几百千欧，信噪比较大。因此，合理的心电采集系统是获取心电信号的重要环节。心电信号的测量条件复杂且多变，除受肌电、呼吸、脑波等的人体干扰信号影响外，还受到工频干涉、基线漂移、与高压电极接触及其他电气装置的影响 ^[8]。

基于胸阻抗法的典型商用无创心输出量测量系统（德国的 ICON 系统和以色列的 NICas 系统）主要由胸阻抗采集电路、心电检测电路、信息收集与数据处理四大模块构成 ^[9]。由正弦恒定电流激励信号产生系统要求的恒电流信号，然后将该信号通过附着在受试者体内的激发电极注入受试者身上，再通过胸阻抗采集电路和心电检测电路测量电极上的电信号，所产生的阻抗和心电信号由计算机收集、处理，从而实现无创心输出量测量。

无创心输出量测量系统的胸阻抗采集电路（见图 3）用于测量心脏血液流出前后的阻抗变化。由于通过人体的检测信号十分微弱，因此需经过放大电路对信号进行放大，整流电路对其进行整流，从而获得胸阻抗信号。高频胸阻抗信号经低通滤波器滤除后，得到一个直流分量，即基础阻抗 Z ₀；之后，用高通滤波器对直流分量进行分离，然后经过滤波，获得一个交流分量，即阻抗的变化值 ∆Z。利用 A/D 模块将探测到的信号转换成数字信号，由单片机微型计算器（microcontroller unit，MCU）进行运算，并将此结果输出至 PC 端。

图 3 胸阻抗检测电路框图

本研究主要设计用于胸阻抗采集电路的部分信号采集电路，即恒流源电路、电压信号测量电路及50 Hz 陷波电路。对使用 Cadence 软件设计的恒流源电路、电压信号测量电路及 50 Hz 陷波电路的电路波形简要介绍如下。

2.1  恒流源电路的设计与仿真

为检测人体胸部电阻抗，需采用伏安法为人体施加高频微小恒定电流作为激励信号。本研究选择50 kHz 正弦恒流信号（通过将单片机生成的方波转化成同频率正弦波，或采用直接数字频率合成技术得到 50 kHz 正弦恒流信号）作为激励信号，然后采用电压控制电流源（voltage-controlled current source，VCCS）电路将其转变为恒流源信号。恒流源电路是正弦恒流信号生成电路中的一个重要部分，其工作原理是保证输出的电流值恒定不变。理想的恒流源具有以下特性：（1）不因负载（输出电压）变化而改变；（2）不因环境温度变化而改变；（3）内阻无限大。

恒流源电路是为其他集成电路平稳工作创造恒定电流的基础。作为输出级的控制元器件需要同时具备使输出电流饱和的功能。本研究设计的恒流源电路如图 4 所示，当满足平衡条件 R₂ /R₁=R₄ /R₃ 时，负载电流 I ₀ 仍维持 I ₀ =（R₅ +R₄）V₁ / （R₃×R₅）关系，此时输出阻抗 R₀ =∞。

图 4 恒流源电路

对恒流源电路的仿真结果如图 5 所示，波形 1是 50 kHz 正弦波的输入，而波形 2 是经过负载电阻器 R ₆ 的正弦电流信号。如图 4 所示，仅调整R ₅ 的大小即可改变输出电流 I ₀，并且在该工作期间不会使电路的平衡状态发生改变；此外，VCCS的输出电压 V _L 的电压柔量（输出电压的摇摆范围）更宽 ^[10]。

注：波形 1 为输入端信号；波形 2 为输出端信号

图 5 恒流源电路的仿真结果

2.2  电压信号测量电路设计与仿真

与大部分生理信号相比，电流激励加在人体上所产生的响应信号具有更高的强度和更快的频率，因此对电压信号测量的高频性能提出了较高的要求。电压信号测量电路的设计是为了获得心动周期内的胸阻抗变化信号。该电路由测量电极与仪表运放电路构成。测量电极包括 1 对激励电流驱动电极和 1 对响应电压检测电极。仪表运放电路主要由差分运算放大器构成。本研究设计的仪表运放电路如图 6 所示，其理论放大倍数为：

前端电极采集的心电信号具有输入阻抗高、共模输入高、差模输入低等特点，前级放大电路的复用程度很高，其性能直接影响整个系统的运行。针对前端心电信号的特性，要求其输入阻抗高，共模抑制比高，差模放大倍率足够大 ^[11]。本研究采用价格低廉、临床应用广泛的 LM324 芯片，其差模增益的标准值为 25 000 倍，共模抑制比的标准值为 85 dB（18 000 倍），可达到共模抑制比高、差模放大倍率足够大的要求。图 6 仅为前级放大电路，可通过改变 R ₃、R ₄、R ₅ 的电阻值改变其放大倍数，此为第一级差模放大倍数。该前级放大电路后端还可接 AD620 芯片，最终使放大倍数达到 10 000，可满足绝大多数生理信号采集的要求。因此，图 6 的仪表运放电路能够满足前端的设计需求。

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图 6 仪表运放电路

仪表运放电路的仿真结果如图 7 所示，波形 1 表示输出端信号，波形 2 表示输入端信号，波形 1 的峰值与波形 2 峰值之比即为实际放大倍数。

注：波形 1 为输出端信号；波形 2 为输入端信号

图 7 仪表运放电路的仿真结果

2.3  50 Hz 陷波电路设计与仿真

仪表运放电路无法过滤工频干扰信号，因此需要在后端使用特定的滤波电路滤除干扰信号。我国的市政供电电网电力信号为 50 Hz 交流正弦信号，此频率是阻抗血流图信号频段内的一个重要干扰。本研究采用 50 Hz 陷波电路（一种带有正反馈的双T 型有源带阻滤波器）滤除工频干扰，其电路图见图 8。陷波器又被称为带阻滤波器，能够高效消除输入信息中的某个频率信息，同时不影响其他频段的信号。图 8 中的典型双 T 陷波电路由 RC 低通滤波器和 RC 高通滤波器并联而成，其中心频率即为陷波频率。图 8 中陷波电路的陷波频率为：

仿真结果见图 9。由图 9 可知，该陷波电路对于频率约为 50 Hz 的信号有较大的衰减作用。

图 8 双 T 陷波电路

注：波形 1 为输入端信号；波形 2 为输出端信号

图 9 50 Hz 陷波电路的仿真结果

3  小结

本研究对无创心输出量测量的阻抗信号调理电路做了深入细致的研究，采用电极法完成对胸阻抗信号的测量；完成了胸阻抗采集电路中恒流源电路、电压信号测量电路及 50 Hz 陷波电路的设计与调试，并仿真验证了所设计电路的预期功能。目前，该系统的开发尚处于初级阶段，仅可满足基础测量条件，后续还需要不断改进。准确测量心输出量，不仅对心血管病的诊断具有重要意义，而且对某些特定人群的心功能状况也有一定的评价作用。而无创测量心输出量，既不会对患者的身体造成伤害，又能持续进行监测，若能降低测量误差，提高可重复性，在未来将会有很大的发展空间。

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