非侵入性呼吸声阻抗频谱测定仪的研制

非侵入性呼吸声阻抗频谱测定仪的研制 非侵人性呼吸声阻抗频谱测定仪的研制239 二,非侵入性测定呼吸声阻抗的理论依据与频谱分析原理 (一)非侵入性测定呼吸声阻抗的理论依据 强迫振荡技术的基本设想是:由外界向人体呼吸系统中施加一种从计算机产生的压力波 动(正弦型或伪随机噪声型),从而激发呼吸系统中的气体流速改变,如图l所示. 如果呼吸系统之 表 关于同志近三年现实表现材料材料类招标技术评分表图表与交易pdf视力表打印pdf用图表说话 pdf 现近似于二阶线性的话,那么激励信号P与确应信号V之阃的关系可 通过一个传递函数z.表示.我们把z:称为呼吸声阻抗RAI(RespiratoryAcoustical Impedance).通过微压传感器和呼吸气速度描记器 (Pneumotachogragh)分别检涌出 的口腔压力波莉信号Pro(t)和气体流速波动信号V(t),然后通过傅里叶变挽FFT把这些时 域波形变换为撅域函数,最后计算出呼吸系复数阻抗z的幅度与相位值.Z,的向量分析 如图2所示. 游l哂信号倌号口 田1强迫振荡技术的基本原理 z.=R+jx.(j=?) lzl=,? 田2呼吸声阻抗Zrs之向量分析图 (1) (2) ucan一导’?. 这里,R,为实数部分,表示口腔压力波动幅度信号Pm与气体流速波 动幅度信号V之 同相成分,代表呼吸系统的粘性阻力,也称为呼吸系阻力(R. esistance)|jX?为虚数部 分,表示口腔压力波动幅度信号Pm和气体流速波动幅度信号V之 90.异相成分,代表呼吸系 统的惯性阻力和弹性阻力之和,也称为呼吸系 有效电抗(Reactanee). x”:I;?一l/c.?(?=2?f)(4) 这里,I,代表呼吸系统的惯性阻力(1ner— tance)}C代表呼吸系统的弹性阻力,即呼 吸系顺应性(Compliance). 由于呼吸声阻抗的测定是在呼吸运动状态 下进行,故呼吸系统中的气道,肺,胸廓等组 织所具有的三大力学因素:牯性,惯性和弹性 阻力均参与测量过程,而且呼吸声阻抗的z, 和0.值均为外加强迫振荡压力之频率的函数, 如图3所示; (1)在共振频率?=2nf时:xt.之弹性 ZrS 6 4 2 O /=一/fo=6Hz 舅;zrs0rs值均为强迫揖蔼气城之颧半的西辫 2’0中国生物医学工程1l卷 阻力与惯性阻力相互抵消,因此,z,为纯阻性,0.=0..此时,气流流速波动相位与外 加压力波动相位保持”同步”此时,z,=R这就是由气道,肺组织和胸壁阻力构成 的呼吸系阻力. (2)当频率低于谐振频率时,f<f0:低频段时,呼吸系统中心气道的惯性阻力很小,故 可忽略不汁,此时,x主要受弹性阻力的影响,为负值(是容积的甬数).目此,呼吸系的 顺应性C.为 ,1ll, ;丽i 此时,日t,为负值,气流流速波动相位超前于外加压力波动相位. (3)当频率高于谐振频率时,f>fot高频段时,x;主要受惯性阻力的影响,为正值 (是加速度的函数).此时,0为正值,气流流速波动相位滞后于外加压力波动相位. 由此可见,不论是z和0滢;量或是R.和x,;参量都与呼吸系统中的振荡气流之频率有 关.固此,通过计算机对测定的上述参量进行频谱分析,即可求得呼趿声阻抗RAI的幅频与 相频特性.通过分析这些呼吸力学参数的频率依赖性就可以充分地揭示出呼吸系统的粘性, 惯性和弹性阻力等呼吸动力学参数之特点与变异. 利用F.0.方法测定的呼吸声阻抗(包括呼吸系阻力和呼吸系顺应性)及其频率之依赖 性的变异较其他常规肺功能测试方法更加敏感快速.它可以及时地反应出患者气道阻力与肺 的顺应性的变化,这对于慢性阻塞性气道病变,心肺疾病和哮喘等疾病的早期诊断具有特殊 的临床医学价值. (=)呼吸声阻抗的颏谱分析原理 ? 呼吸声阻抗的频谱分析是把测量出的时域信号,如口腔压力波动信号Pm(t)和气体流速 波动信号(t)等,通过傅里叶变换到频域上进行各种分析,诸如信号的幅值,相位和功率 分析等.在RAI频谱分析计算中所使用重要数学工具是快速傅里叶变换FFT. 一 个时域变化的函数X(t)的富氏变换sx为: r..?jolt Sx=lx(t)edt=Ax+jBx(?=2nf)(6)J —o. 这里,x(t)为时域函数,sx为频域函数}Ax是傅里叶变换的实部,为x(t)的余弦变 换,Bx是傅里叶变换的虚部,为x(t)的正弦变换. 对于由输入压力P(t)和输出流速V(t)组成的简单系统,其传递函数H为t H::掣(7)一一丽雨砸 ?对于确定性信号,即输入压力P(t)是随时间固定变化的信号,其激励的流速信号为 V(t),则呼吸声阻抗Zrs为: z击=爵Sp=Ap+j丽Bp(8) ?对于随机信号,即输入压力信号P(t)为伪随机噪声,这就涉及到同步与统计等因素 问题,因此,利用上述方法计算Z.并不可行.为此,引入”功率谱(PowerSpectra) 概念.对于上述系统中的变量,由sP和sV可以计算出三种功率祷} 非侵人性呼吸声阻抗频谱撼定仪的研制 (1)输入压力自功率谱Gpp(Autospectrumofthepressure)l Gpp=SpSp~=(Ap+jBp)(Ap—jBp)=Ap+Bp(9) (2)输出流速自功率谱G(Autospectrumoftheflow): G奇奇=ss奇?=(A寸+jB)(A一jB)=A+B奇.(10) 这里,sp.和s分别为sp和s的共轭复数. (3)压力与流速的互谱G?p(CrOSSspectrumoftheflowand.Pressure)l Gp=s奇sp.:(AqAp+BCBp)+j(B’~Ap—BpAv)(11) 由此,计算出Z和B— lz:丽Ap2+葡Bp:丽(12).厶”.一丽 一tan 等钭(13) 通过这种方法计算z的优点是:z.的计算不取决于输入压力P(t)的性质,因此不要求 P(t)为高斯白噪声信号,而可以采用容易实现的伪随机噪声信号. 把频谱分析技术应用于生物系统时,由于在测量呼吸系统的压力和流量信号时此系统中 存在呼吸源干扰等无关的”噪声”,因此还应当引入频域相关函数(Coherencefunc- tiort),以判断传递函数的可靠性和信号的来源: =丽IG丽yPzI(o??1)(14) 相干函数表示一个线性系统中输入与输出之间的因果关系之程度; ?如果<l,表示该系统的输出为多于一个输入而产生的结果,输入与输出既相关又 存在外界噪声干扰.此系统为非线性系统. @如果=l,表示此系统未受到外界噪声的干扰,为线性系统. @如果=0,表示此系统的输出与输入信号无关. 通常,>0.90时,所测得的呼吸系统阻抗z,才被认定为可靠数值. 总之,通过计算机频谱分析法,可使呼吸声阻抗在多种频率下一次完成铡量,不需要受 试者的合作.同时,呼吸系阻抗与呼吸系顺应性等生物信息的频谱分析计算可快速完成,这 样大大地提高了呼吸声阻抗的铡试效率与可靠性由频谱分析所提供的呼吸声阻抗的实频图, 虚频图或幅频图,相频图等为研究呼吸动力学过程的传递与衰减机理等闸题提供了可靠的 依据. 测试系统的基本原理与构成 呼吸声阻抗澳【试装置的基本原理如图4所示.~IBM-PC/AT计算机和数模转换器DAC 产生伪随机噪声驱动扬声器(SonymodelFH-1ow/2,25w/4g~)形成气压振动,并施 加于受试者的口腔,从而诱发整个呼吸系统产生相应的”无规则援荡.口压信号Pra由一? 只半导体硅敏微压传感器(ICSensor,2PSI)测量.气体流率信号V是通过毛细线栅式呼吸 气速度描记器(自制)和一只可变磁阻差压传~(Validyn~MP 蟠,?25cmHl0)一癣i 中国生物医学工程l1卷 放大后的Pm和模拟信号通过六极点契比雪夫有源低通滤波器(fc=50Hz)滤波,以消除高 频干扰.放大,滤波后的Pm和V模拟信号再通过数据采集板(12bits,DASH—l6,Metra ByteCo.Ltd,USA)的模数转换器ADc变换为离散的数字信号,然后按编制的专用程序 和快速傅里叶变换FFT对时域数据进行高速计算处理,从而实现对RAI随机信号的谱分析. 最后把测量结果自动地绘制成函数曲线. 田4呼吸声阻抗Zrs涮定位的原理图 (1)计算机(2)低通滤波器(3)功率放大器(4)平板式扬声器fs)偏置气慌 f6)呼吸气速窿描器(7)鼻夹(8)受试者(9)表压型微匪传感器(1o)差压型微匪传感器 (11)信号放大器(12)低通滤搜器 采样频率的确定.为了在数字计算机上完成傅里叶变换,首先需要把连续波信号转变为 离散的取样信号.根据香农(Shannon)取样定理,为避免采样信号的频谱中产生混叠失真, 要求采样频率如大于或等于信号所含最高频率fmax的两倍,即称之为奈奎斯特频率(f): fs>~2fmax.本课题中fmax=5oHz,故选取口压和流率信号的采样频率fs=looHz(间隔 采样时间At=0.01秒).我们采用模数变换板的具有12位分辨精度,其采样率为4096点/秒. 根据呼吸声阻抗信号的特点和数据处理的要求 设计 领导形象设计圆作业设计ao工艺污水处理厂设计附属工程施工组织设计清扫机器人结构设计 出应用软件包分为以下几部分: ?主程序采用TurboPascal高级语言编制,以实现人机对话交互式的工作方式 ?数模输出子程序,其功能是使计算机产生的数字信号转换为连续的模拟信号,包括解 码和低通滤波过程,以便激励扬声器放大单元. ?模数采样子程序;其功能是对外部信号(口压和气体流率)进行模数转换,包括采样, 量化和编码过程,使它们转变为适合于数字计算机处理的二进瓤数 ?FFT处理及其谱分析于程序. ◎作图子程序.可由用户选择实频图(R—f)和虚频图(x,.一f)或者幅频图(Z-f)和相 频图(0s-f)作输出. 四,测试仪器的校准 , (一)测试仪器的技准 l1.因该设备系非电量参数的定量测试仪器,故其的校准与定标的工作量相当大.这主要包 压传零器和毛细线栅式呼吸气违度描记器的静态与动态校准 4期非侵人性呼吸声阻抗频谱测定仪的研制3 (1)对硅敏微压传感器校准(包括静态压力与动态压力的定标)t ?静态压力校准: 利用高等级标准微压计分别向Validyne标准差压传感器和硅敏微压传感器施加正, 负压力.然后通过高精度51/2位数字电压表(HP,model3478A)测定微压传感器信号调整电 路的输出电压.由此得到输出电压u与输入压力P的静态特性函数关 系.使用于呼吸气速度 描记器的Validyne标准差压传感器电路灵敏度达到:200mV/mmHzO. 这样就可以满足 超低压呼吸气流率测定的要求.另外,使用于呼吸压力测量的硅敏微压传感器电路灵敏度为t 140mV/mmH:O.这样也满足呼吸压力测量的要求. ?动态压力测定: 由于在我们实际应用中所测的压力都是动态(瞬变)压力,因此该传感器的频域稳态响应 (周期函数压力)与时域瞬态响J丑(非周期函数压力)动态特性的测量与校准是十分重要的将 标准微压传感器(ValidyneMP45,USA)和被测试的半导体硅敏微压传感器同时装在测试 系统中,然后和J用丹麦B&K公司标准传声器(BfuelKjaersystem2631)和频谱分析仪分 别对Validync标准差压传感器和硅敏微压传感器及其放大电路的频响进行测试与校准,使 它们在0,5oHz保持平坦,相位误差保持小于5.. (2)对毛细线栅式呼吸气速度描记器校准与性能测试(包括态稳气流与非稳态气流的定 标): 由于在我们呼吸动力学课题实际应用中所要测量的气体流率也是 动态(瞬变)参量,因此 新型呼吸描记器的频域稳态响应(周期函数压力)与时域瞬态响应(非周期函数压力)动态特性 的测量与校准也是十分重要的. ?稳态气流校准:首先建立稳态气流测量系统,使新型毛细线栅式呼吸气速度描记器与 标准的Fleisch毛细管柬式呼吸气速度描记器相串联,然后利用调压器控制的小型鼓风机产 生不同恒定流率的气流通过它们.根据FleischNo.3标准呼吸气速度描记器上名牌标记的 压降?P与流率V对应值而得到曲线.然后由描记器腔内的气体不同流率值即可得到新型毛细 线栅式呼吸气速度描记器上的压降与流率曲线关系,从而可求出在恒温条件下的毛细线栅式 呼吸气速度描记器的流阻R. ?非稳态气流定标t为了检验这种新型的呼吸气速度描记器在实际动态测试过程是否会 引入相移,还要进一步作非稳态气流动态性能测试,包括周期性正弦函数振荡气流测试和伪 随机噪声振荡气流测试.我们希望通过新型的呼吸气速度描记器测定的呼吸气流率V和呼吸 口压值Pm在感兴趣的测试频率范围内,即(4,50Hz),其信号幅度和 相位都能较好地匹配. 通过对新型呼吸气速度描记器实验测试表明:虽然它的检测灵敏度略低于Fieisch毛细管束 式呼吸气速度描记器,但其动态频响则大大高于后者,可达到256Hz.因此,毛细线栅式呼 吸气速度描记器的总体性能优于Fleisch型毛细管束式呼吸气速度描记器. 五,物理模型验证与计算机模拟 (一)物理模型验证 为了正确评价整个测试系统的性能还需要进行物理模型验证,包括机械阻抗模拟测试与 ?”中国生物医学工程ll卷 模拟器官的测试,并与通过计算机模拟求得的理论预计值相比较,以便检验这种设备的测试 准确性. (L)机械阻抗模拟测试t 首先利用本装置测定一条内径为七2.4cm的透明塑料管道之机械阻抗,并与理论值相比 较,以验证此仪器的测量可靠性.根据空气动力学原理,气流流过一个圆管时的气流雷诺系 数Re为l Re:上×J0.(I5) . 这里,气体密度p=I.29×IOag/cms;管道直径d=2.4cmV为气体流率,测试过 程中的流率V<0.51/s}气流的粘滞系数=1.81×10g/cm/SecS为管道的截面积. 若塑料管道内径r=1.2cm,则Re=1.89×10<ReCk)(Re(k)=9300为临界雷诺系数). 由此可知,该测量是层流范围内.计算一条长度1=100cm塑料管道的机械阻抗z理论值应 为l lZl=面i 这里,R=?L=鲁(16) (R为管道机械阻力,为粘性系数,1为管道长度,r为管道半径,L为管道的惯性) 如果测试频率fo=6Hz,则测试结果表明此塑料管道的机械阻抗z正比于管道长度1. 其线性相关系数为0.99.Z阻抗的实测值基本上与理论计算值相同.这就说明利用此设备测 定的阻抗z值是可信的. (2)模拟呼吸器官测试(主要测试模拟主支气管): 我们甩长度l=30em,内径d=(~24mm的玻璃管来模拟正常主支气管, 然后把玻璃管中 段的口径依次缩小(Ad=2ram)制成一组模拟阻塞型主支气管.按照上述机械阻抗模拟测试 的方法依次测量这一组模拟主支气管的阻抗.如果测试频率fo=6Hz,则最后的测试结果表 明这些模拟主支气管的机械阻抗z反比于管道内径d,其线性相关系数亦可达0.99.阻抗z 的实测值基本上与理论计算值相同.这也说明利用此设备测定管道的不同阻塞程度是敏感的, 测定的阻抗z值是可信的. (3)计算机模拟: 通过计算机模拟计算出模拟支气管的物理形状改变对其声阻抗的影响,如图5所示.通常 支气管最细的部位半径R?43om,然后将模拟支气管口径依次缩小(AR=130,18o.m) 自图5可见,Rr,值随模拟支气管末梢局部口径的缩小而增加,而xr值则由正值变为负值. 这组标定值可为奎后临床实验提供可靠的参考数据 六,医院临床实验与临床验证 现将瑞士研制的普及型呼吸声阻抗测定仪(4~5oHz)在洛桑市中心医院呼吸生理实验室 临床使用情况简介如下.临床医生利用该测试仪分别对慢性阻塞性 肺疾病患者(COPD), 定气管哮喘和心肺痫人进于于测试诊断,并与中年正常人测定值相对照.医院试用的结果 非使人性呼吸声阻抗频谱埔定便的讲制 明;前,后者测试值之间的差异具有十分重要的临床诊断意义. 一 O6 一0-5 ? .日 三 O3 皇0 1 官 0】0u30400 蛔率iH: …] 重5计算机模拟支气管束榷局部口经的缩小之Zts值变化情况 1.R一130ml2.R--140pml3.R--150pm)4.R一1601~iiii5.R--170peaj6.R--1801~nl (一)慢性阻塞性肺疾病患者(C0PD) 通常,肺气肿和慢性支气管炎等COPD患蕾都具有进行性演变的特点.其早期病变大 多是位于周围的小气道.小气道疾病的可靠早期诊断方法之一就是利用近年来不断发展的 RAI频率依赖性的测定技术.当此气道部分或完全阻塞对,通过呼吸声阻抗的测量结果,如 图6所示;在较低频率(f<2olIz)时,慢阻肺患者呼吸系阻力R;随频率的升高明显地下降l 丽健康中年组呼吸系阻力随频率的升高而缓慢上升.这就是说,慢阻肺患者呼吸系阻力的赣 率依赖性在低频时很明显.然而在较高频率(f>2oliz)时,COPD患者的呼吸系阻力懂渐趋 于正常人5%置信带的平均值但是在测试频率范围内,慢阻肺患者呼吸系统中有效电抗 Xr.,即呼吸系动态顺应性,始终是低于正常人5%置信带的平均值.因此,这种呼吸声阻 抗计算机频谱分析新技术将为小气道病变早期诊断提供一种敏感性高,实用化强和非侵入性 的新8支气管哮喘患者在吸人支气管扩张剂之前后的呼吸声阻抗之测定曲线 借助于此仪器可以通过吸入抗原以激发免疫应答的办法找出支气 管哮喘病人的过敏源. 还可以用于观察作用于支气管平滑肌各种药物的治疗效果.在图8上显示支气管哮喘病人的 RAI反应曲线.在支气管哮喘病人开始发作时,其RAI反应曲线如图中(一)线表示,在 给患者吸入支气管扩张剂之后,其RAI反应曲线如图中(…)线示出.健康人的RAI反应 曲线为(一). 由于RAI测定不需要受试者的配合,测试手续简单,重复性好和适合于临床上连续动态 涮定,因此,这一新技术在国内外医院临床应用日益广泛.除了上述三例临床应用之外,还 ?期非侵人性呼吸声阻抗频谱槲定仪的研髑 可应用于运动负荷试验和宇航员在失重状态下的呼吸通气功能测试. 七,测试频率的展宽(0.125~256Hz) (一)展宽测试频率的临床意义与新型测试系统的构成 由于以往实验技术的局限性使设备的检测频率仅限制在4~50Hz范围以内,而临床测试 结果表明;在此测量频率范围内,要想准确地临床鉴别出呼吸系统中的不同部位病变是不足 的.因为此测量频率范围以外很多具有临床价值的信息已丢失了.因此,这就需要进一步展 宽测试频率,以便更加准确地,更可行地评价呼吸系统疾病.近十年以来,随着高科技计算机 技术的飞速发展,使实时RAI频谱分析和展宽测试频率(低频段为0.125~4.oHz,高频段 50-256nz)成为可能. 这里介绍我们设计与研制的用于评价呼吸声阻抗的新一代测试仪器的展宽频率范围是t 0.125Hz~256Hz.根据理论分析和实验测试的结果,我们认为在这一展宽的测试频率范 围内进行呼吸声阻抗的测定将有效地提高评价呼吸系统不同部位(包括中心气道,外围气道, 肺实体和胸廓等)的阻塞程度之准确性.在低频段测定的呼吸声阻抗LFRAI(LowFrequ— encyRAI)可敏感地反映呼吸系统的机械性质,包括总的呼吸系阻抗与肺的顺应性以及胸 壁的生物力学特性,而在高频段测定的HFRAI(HighFrequencyRAI) 则反映有关呼吸 系统中心气道与支气管的几何尺寸等对临床诊断有价值的信息.另外,利用特制的头盔来漶 除来自口腔和上呼吸遭的旁路影响,使自然呼吸引入的千扰和非稳 定性减到最小.t 测试系统包括特制的有机玻璃头盔,呼吸声阻抗测试仪器与个人计算机及其外部设备 等.这种新颖的测试系统与以往测试系统的显着区别是:强迫振荡源不仅可以施加于受试者 口腔(如图9所示),而且还可以施加于受试者的头部上方(如图10所示).前者是为了完 成超低频(0.1,4Hz)的测试,以便获取有关肺组织,肺泡顺应性和呼吸系阻力的生物信息I 而后者是为了实现高频(5o,256Hz)测试,以便获取有关支气管树的几何形态的生物信息, 这样通过展宽测试频率的办法最终实现获得涉及有助于通气功能临床诊断的更多有价值的生 物信息 (=)展宽测试频率的方法与实验装置 ?非侵入性超低频呼吸声阻抗LFRAI(0.1,4Hz)测试装置的框图及其等效电路如图9 所示. 由于在超低频段测定LFRAI时,呼吸系统中心气道的惯性阻力很小,故可忽略不计. 此时,x”主要受弹性阻力的影响,也就是胸壁的容性结构的影响.虽然胸壁的顺应性明 显的小于肺和气道的顺应性,然而它们的串联之和则主要取决于最小值的胸壁顺应性.由于胸 壁的弹性阻力是胸腔容积的函数.因此,利用旋转式气阔和扬声器音膜构成的气流阻断系统 可以通过肺量计测量出胸腔气体的容积变化. 为了在0.1~4Hz频率范围内获得足够的激励功率,解决扬声器音膜在超低频状态下产 生的气体流率极小的难题,我们特别研制一种新颖的超低频伺服空气泵,使低频气体振荡信 号P(t)不仅直接作用于口腔,而且作用于头顶与颈部周围.低频伺服空气泵是由计算机程序 2t巷中国生物医学工程11巷 蟹9非侵人性超低额呼吸声阻抗(0.1—4Hz)测试装置的框图及其等效电路 (1)特耩的有机鞍璃头盔,(2)吸道壁阻抗),z-(呼吸气速度描记器阻抗),P皿(口腔压) Pb(大气压), 控{lj的步进马达(ESCAPmodel530)驱动的.l 为了准砖地计算出振荡盒内的空气流率,而采用磁敏霍尔传感器(Honeywellmodel SS95AI)魂态测定扬声器音膜的位移量s.从而求出流率V=dS/dt. 口腔压力信号检测部件为硅敏微压传感器(2PSI,ICSensor),呼吸气体流率检测部件 ~Fl~ischNo.2型呼吸速度描记器(R=0.3~mH.Otllsec)和可变磁阻式标准微压差分传感宣 器(ValidyncDP45,=2.5cmHzO)组成.当呼吸气流经过Fleiseh~细管束式阻力元件 时,气体流率信号转换为微差压信号,再由微压差分传感器检测出的电信号输送到微压传感 {爵Validyr~~载波解凋器(CELESCO,CanogaPark,CA,USA),以完成对呼吸气流率 的测定. r ?非侵_人性高频呼吸声阻抗HFRAI(50~256Hz)测试装置的框图及其等效电路如图10’ 】舞示,此装置中的主要构成部件如下; 由于在高频段穗I定HFRAI时,呼吸系统中心气道当中的气体惯性占优势,此时z,. I鞋着测试频率的提高丽增加,并伴随着振荡气流通过面颊和上呼吸道的明显旁路.因此,在 高频i冥4试时上呼吸道的旁路影响就不容忽视.为最大限度地减小这种影响,通常在渊试时 种用面颊横托压迫受试者的面颊但这一措施只是部分地减小上呼 吸遭旁路作用对1蠼I试的影 响.如果希望几乎完全克服上呼吸道的旁路影响,应使强迫振荡施加在受试者的头部周围而 是施加在口腔.为此我们研制了图lo所示的装置.由等效电路可见,此时上呼吸道是与低 -r” 4期非侵人性呼吸声阻抗期谱翻室倪的研删 mlo非侵人性高额呼暖声阻抗(50~256Hz)铡试装置的框图厦其等效电路 (1)lO#lOOW扬声器}(2)有机玻璃头盔}(3)接口器,td)面摄横托’(5)硅戡镦压恃离嚣,t6)毛细田 形呼吸气遗鏖描记器,(7)海绵橡腔垫匿I’8)线性滑动轴承l(9)PVc童子-I(呼吸系阻抗)lZuawt上辟 嗳遭壁阻抗),Zp(呼吸气速度描记器阻抗)}Pm(口腔压)}Pb(太气压)}Phead(头压) 阻的呼吸气速度描记器相并联,而不是与高阻的呼吸系统相并联.引入呼吸系统的振荡气流 V.等于利用呼吸气速度描记器测定的口腔振荡气流流率V与由上呼吸道壁运动引入的气 流流率V一之和.因此, zP(17) VV+V… 由于在M点,P…=P,即,?? Z...×V…=Zp×V(18) 由(17)和(18)式,可导出t z={=Z,.(1-I-1一)(19) V… 由式(19)可见,只要使呼吸气速度描记器的阻抗z,减小,就可得到Zz另外, 在高频(f>soHz)测试时,通常的Floisoh型呼吸气速度描记器存在着非线性问题.为此, 我们设计一种流阻较小,频响高的新型毛细线栅式呼吸气建度描记器.为了防止呼吸气在此 换能部件上产生水蒸气的凝聚和减小半导体微压传感器的温漂,g『入恒温控制电路(EUR— OTHRMtype815P,UK),使该呼吸气速度描记器的温度保持在37?0.5~C.另外,为 了满足扬声器在高频下的测试要求,避免高频小振荡分量被大的自然呼吸分量所掩盖,提高 信噪比,此装置的控制部分采用了电流负反馈厨环控铆电路,使扬声器音膜的位移建率在高 /低频激励时保持相同. 八,讨论 目前,国内医院通常采用传统的体积描记仪(BodyPlethysmograph)潮定气道阻力 Raw.但是所需设备昂贵,拽术条件要求高,临床应用有撮大的l局限性,因此在豫匿难戗擂 250中国生,畅医学工程l1卷 广普及.另外,肺的顺应性的临床测定通常是采用食道气囊法.因吞咽食道气囊具有难以被 受试者所接受的侵入性.而且}则定技术也较复杂;故临床的实用性受到很大限制. 从本人在国外获得的科研成果证明利用强迫振荡社?干不采用计算机频谱析技术进行测定 呼吸声阻抗是切实可行的非侵入性测定新技术.它可以在较宽的频率范围内获取呼吸力学参 量及其频率依赖性.由于国外学者己利用这种方法验证了呼吸系阻力与气遭阻力的相关关系 十分显着,而测定的呼吸系顺应性的数据与传统方法测定的结果非常接近.而且所需仪器比 较简单,成本低,几乎不需要受试者的台作,具有非侵入性,可连续测定的特点.这种新型 医学诊断仪器通过在国外医院临束使用证实,在快速诊断COPD,支气管哮喘,肺血栓等疾 病和有效地评价支气管健康情况方面显示出独特的优势.因而,这是 一种符台我国国情,颇 有发展前途的生物医学工程方法.可作为我国健康普查和早期诊断 与研究心肺疾病的有效工 具.除此之外,还可望为其他的临床医学专业,如;儿科,五官科,运动医 学和航空航天医 学等学科,提供一种新的检测与研究手段,其临床直用将会有十分广 阔的前景. (本课题曾获得瑞士畦国家科学研究基盎的责助(N..8SVR.025841), 井承蒙瑞士洛桑邦高等工业大学E. M0osof教授和J.Soruco博士的热情支持和帮助,特此致谢.) 参考文献 C1]OtisAB,et8.1.MechaaicalfactorsindistributionofpulmonarYventilation.J.App1. 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Pport8cientifique,LGM,SwissFede? l’alJnstituteofTechnology,Switzer1and,】Rn.iss0 DEVEL0PMENTOFNON—lNVASIVEINSTRUMENTFOR MEASURlNGRESPJRAT0RYAC0USTJCAL JMPEDANCEBYSPECTRALANALYSIS KongFan—liang (InstituteofSemiconductors,Acad~miaSinica,BcijiaglP.R.Chinn) C.Dcpeursinge (Bioe?昏ineeri?gLab.,Sw}ssFederalInstitut~ofTechnology, Lausan?e,Swftzcrland) ABSTRACT Anoninvasiv~instrumentwasdcvicedformeasuringrespiratoryac— ousticimpedance(RAI)infrequencYrangeof0.125to256Hz.Inorder toenlargefrequencyspectrumforacquistionofvaluableinformation fromRAIe;timation,novelhelmet—typepeneumotachographwasdeve— loped.ThesystemcapableofseparateestimationofRAIatlow/ highfrequenoywastestedbyphysicalsimulation. OnthebasiSOfex— perimentalresultsandtheoreticalpredictions,wesuggestthatRAIlea, surementbyspectralanalysiscansignificant1yimproveestimationof contributiontoRAIfromdifferentpartsofrespiratorytract.Theou— tcomeisofconsiderableinterestinthestudyoflungdisease,such asC0PD,asthmaandacutecardiacfailure. Keywords:Respiratoryacousticalimpedance;Spectralanalysis;Pneumotac ho— graph;Helmet