密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液流速的電阻抗參數(shù)表征方法研究

馬結(jié)實(shí)，周德強(qiáng)，張和華，顏樂先，種銀保

前言

失血性休克是一種常見的臨床急重癥［1］。靜脈輸液是一種院前失血性休克治療的重要手段［2］。在靜脈輸液過程中，急救醫(yī)生往往根據(jù)輸注的藥品和患者的休克程度而選擇適當(dāng)?shù)妮斠核俾剩苑乐馆斠哼^快或過慢而導(dǎo)致嚴(yán)重并發(fā)癥［3］。為了解決院前失血性休克患者快速輸血輸液?jiǎn)栴}，本課題組前期基于微機(jī)電系統(tǒng)（MEMS）［4］和微細(xì)加工（LIGA）［5］理論開發(fā)了一種低功耗、便攜式院前急救輸血輸液裝置［6］，其系統(tǒng)包含輸液袋、標(biāo)準(zhǔn)Luser連接器［7］、帶單向閥的彈性泵管A/B、往復(fù)式微電磁直線電機(jī)、空氣消除膜片、阻抗探測(cè)器及測(cè)控系統(tǒng)，彈性泵管、空氣消除膜片和阻抗探測(cè)器集成在輸液板上，如圖1所示。

圖1 輸血輸液裝置輸液板的結(jié)構(gòu)組成Fig.1 Structure of transfusion plate for the transfusion device

輸血輸液裝置的工作原理［8-9］：擠壓輸液袋，單向閥全部打開，液體充盈整個(gè)管路，擠壓完畢后單向閥全部關(guān)閉，此時(shí)電阻抗電極探測(cè)的對(duì)象是單向閥2、4到Luser 連接器之間的流動(dòng)液，密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的體積為V1；當(dāng)往復(fù)電機(jī)擠壓A 泵管時(shí)，在擠壓初期，單向閥2打開，其它單向閥關(guān)閉，泵管A容積為V2，此時(shí)密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的體積為V1+V2，當(dāng)電機(jī)擠壓泵管A 到結(jié)束狀態(tài)時(shí)泵管A 容積為V3，此時(shí)密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的體積為V1+V3，V2大于V3，減少的流動(dòng)液（V2-V3）從Luser連接器排出，密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的體積變化量為V2-V3，導(dǎo)致其電阻抗發(fā)生變化；當(dāng)往復(fù)電機(jī)擠壓B 泵管時(shí)，單向閥4 打開，其它單向閥關(guān)閉，密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的體積恢復(fù)到V1+V2，經(jīng)過擠壓后，密閉流動(dòng)池流動(dòng)液體積降低到V1+V3，流動(dòng)液體積的變化導(dǎo)致測(cè)得電阻抗的變化。往復(fù)電機(jī)按照一定的頻率交替擠壓輸液板上的泵管A、B，在輸液板流動(dòng)池內(nèi)形成具有一定速率的脈沖流動(dòng)液，擠壓的頻率越高，輸出的流動(dòng)液的流速（即每小時(shí)輸出液體升數(shù)）越高，同時(shí)密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的電阻抗變化波形的頻率也越高。該設(shè)備在密閉流動(dòng)池的內(nèi)壁上鑲嵌了兩個(gè)不銹鋼圓柱電極，用來測(cè)量流過密閉流動(dòng)池的脈沖流動(dòng)液的電阻抗變化Z（t），從而監(jiān)測(cè)流動(dòng)液的狀態(tài)。密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液電阻抗測(cè)量的原理框圖如圖2所示。

圖2 密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液的阻抗測(cè)量原理圖Fig.2 Schematic diagram of impedance measurement of PFL through the CFC

基于電阻抗的測(cè)量原理，該輸血輸液裝置能對(duì)流動(dòng)池阻塞和其中有氣泡的情況進(jìn)行報(bào)警，能實(shí)現(xiàn)0.2、1、2、4、6 L/h 檔位液體流速的控制和監(jiān)測(cè)［10］。由于每位失血性患者的休克程度具有個(gè)性化差異，所以上述固定的5 個(gè)檔位不能滿足特定患者對(duì)特定輸液速率的要求，譬如2.3 L/h 輸液速率的測(cè)量和控制無法實(shí)現(xiàn)。考慮到院前失血性休克患者救治的個(gè)性化需求，課題組提出在原有輸血輸液裝置的基礎(chǔ)上實(shí)現(xiàn)一種輸液速率連續(xù)可調(diào)和連續(xù)監(jiān)測(cè)的功能［11］。通過前期研究，我們發(fā)現(xiàn)脈沖流動(dòng)液速率的變化與其電阻抗波形的變化具有很好的對(duì)應(yīng)關(guān)系，隨著輸液速率提升，脈沖流動(dòng)液電阻抗波形變化頻率會(huì)增加。但由于當(dāng)時(shí)我們采用飛利浦監(jiān)護(hù)儀的呼吸監(jiān)測(cè)功能（電阻抗法）對(duì)流動(dòng)液的電阻抗進(jìn)行監(jiān)測(cè)，監(jiān)護(hù)儀監(jiān)測(cè)到的數(shù)據(jù)無法保存和導(dǎo)出，使得無法獲得準(zhǔn)確的流動(dòng)液電阻抗波形數(shù)據(jù)，從而無法建立流動(dòng)液速率與其電阻抗波形參數(shù)的關(guān)系。目前用于測(cè)量管道中液體流速最常用的儀器是電磁流量計(jì)，它基于法拉第電磁感應(yīng)定律，但該儀器對(duì)周圍電磁環(huán)境有嚴(yán)格的要求，無法在強(qiáng)電磁干擾下工作［12］。還有研究者提出利用超聲多普勒原理檢測(cè)管道內(nèi)的液體流速［13］，但該方法的實(shí)現(xiàn)會(huì)增加輸血輸液裝置的硬件體積，不利于其院前應(yīng)用。綜合各方面的因素，我們近期采用電阻抗法，利用精密阻抗分析儀對(duì)不同流速流動(dòng)液的電阻抗波形進(jìn)行監(jiān)測(cè)，獲得了相應(yīng)的電阻抗數(shù)據(jù)。本文擬通過建立密閉流動(dòng)池流動(dòng)液速率與電阻抗波形參數(shù)的方程式實(shí)現(xiàn)密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液速率的準(zhǔn)確度量。

1 材料與方法

1.1 材料

精密阻抗分析儀MFLI（蘇黎世儀器，瑞士），帶鱷魚夾式測(cè)量夾具1 套，院前急救輸血輸液裝置1臺(tái)，500 mL 生理鹽水1 袋，靜脈輸液管路2 套。MATLAB R2014a軟件1套，SPSS19.0軟件1套［14］。

1.2 方法

1.2.1 快速輸液回路建立借助于兩條靜脈輸液管路將生理鹽水兩個(gè)密封口和輸血輸液裝置的液體輸入輸出口分別相連［15］，啟動(dòng)輸血輸液裝置的電源開關(guān)，選擇5個(gè)輸注速率中的某一檔，實(shí)現(xiàn)生理鹽水在輸血輸液裝置密閉流動(dòng)池和生理鹽水袋之間的循環(huán)，從而建立快速輸液回路，如圖3所示。裝置內(nèi)電機(jī)反復(fù)交替擠壓雙泵管使得流動(dòng)池內(nèi)形成脈沖流動(dòng)液。

圖3 快速輸液回路Fig.3 Rapid infusion circuit

1.2.2 流動(dòng)池流動(dòng)液電阻抗數(shù)據(jù)采集在阻抗測(cè)量前，阻抗分析儀經(jīng)過短路、開路和電阻負(fù)載3種校正。為了測(cè)量流動(dòng)池流動(dòng)液電阻抗數(shù)據(jù)，從輸血輸液裝置輸液板上的兩個(gè)阻抗測(cè)量電極上分別引出一條長(zhǎng)20 cm 的銅導(dǎo)線，然后接阻抗分析儀的兩個(gè)測(cè)量端口（鱷魚夾），如圖4所示。

圖4 利用阻抗分析儀采集流動(dòng)液的電阻抗數(shù)據(jù)Fig.4 The PFL′s impedance data collected by using an impedance analyzer

在測(cè)量中，阻抗分析儀工作在二電極測(cè)量方式，電壓激勵(lì)，激勵(lì)信號(hào)頻率為50 kHz，幅度為300 mV［16］。由于泵擠壓泵管的頻率為低頻信號(hào)，所以將電阻抗數(shù)據(jù)采樣率設(shè)為1.83 kHz（儀器最低采樣率檔位）。針對(duì)每一檔位的流動(dòng)液電阻抗的測(cè)量，均將檔位調(diào)好后過5 min 再采集并記錄電阻抗模值。對(duì)每一檔位而言，單次數(shù)據(jù)采集時(shí)間至少包含2個(gè)完整的電阻抗變化周期。每一檔位重復(fù)測(cè)量10次。

1.2.3 電阻抗波形頻率參數(shù)的提取與分析在MATLAB 軟件中，對(duì)測(cè)得的每種檔位流動(dòng)液的電阻抗模值數(shù)據(jù)進(jìn)行頻譜分析，找到頻譜中功率最大的點(diǎn)對(duì)應(yīng)的頻率值（主頻值）［17］。采用SPSS 19.0 軟件，將每一檔位10 次重復(fù)測(cè)量的主頻值進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，利用Wilcoxon 秩和檢驗(yàn)［18］對(duì)不同檔位之間主頻值的差異進(jìn)行假設(shè)檢驗(yàn)，P＜0.05為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

1.2.4 脈沖流動(dòng)液流速與電阻抗波形參數(shù)的相關(guān)性分析在SPSS19.0 軟件中，將每個(gè)檔位10 次測(cè)得的電阻抗波形數(shù)據(jù)的頻譜主頻值的均值作為變量，將檔位對(duì)應(yīng)的流速值作為因變量，進(jìn)行Pearson 相關(guān)分析和曲線估計(jì)［19］。在曲線估計(jì)中根據(jù)“變量-因變量”散點(diǎn)圖的趨勢(shì)依次選擇合適的數(shù)學(xué)模型作為擬合模型［20］，計(jì)算出估計(jì)值的標(biāo)準(zhǔn)誤，標(biāo)準(zhǔn)誤最小的數(shù)學(xué)模型是最終選定的擬合模型，該模型對(duì)應(yīng)的回歸方程是最優(yōu)的曲線方程。

2 結(jié)果

2.1 不同檔位對(duì)應(yīng)的電阻抗模值的波形

初步測(cè)量發(fā)現(xiàn)，就0.2 L/h 檔位對(duì)應(yīng)的流動(dòng)液而言，60 s 數(shù)據(jù)采集時(shí)間可捕獲2 個(gè)完整的電阻抗變化周期，如圖5所示。而對(duì)其它4個(gè)檔位而言，10 s數(shù)據(jù)采集時(shí)間足以包含2個(gè)以上的電阻抗變化周期，如圖6所示。這4個(gè)檔位流動(dòng)液電阻抗數(shù)據(jù)采集時(shí)間統(tǒng)一為10 s。由圖5和圖6可知，流動(dòng)液流速越快，則對(duì)應(yīng)的電阻抗波形的頻率越高。

2.2 不同流速流動(dòng)液電阻抗波形頻譜分析結(jié)果

經(jīng)過頻譜分析，得到5個(gè)檔位流動(dòng)液電阻抗波形頻譜的主頻，如表1所示。Wilcoxon秩和檢驗(yàn)，流動(dòng)液流速越高，則其電阻抗波形頻譜的主頻值越高（P=0.003）。

2.3 脈沖流動(dòng)液流速與電阻抗波形參數(shù)相關(guān)性分析結(jié)果

圖5 0.2 L/h流動(dòng)液在60 s內(nèi)的電阻抗波形Fig.5 The electrical impedance waveform of the PFL at 0.2 L/h within 60 s

經(jīng)過Pearson相關(guān)性分析，脈沖流動(dòng)液流速與其電阻抗波形頻譜主頻值之間具有相關(guān)性（r=0.99,P=0.001）。以流動(dòng)液流速作為變量，流動(dòng)液電阻抗波形頻譜的主頻均數(shù)作為因變量，繪制“變量-因變量”散點(diǎn)圖，發(fā)現(xiàn)變量與因變量有可能符合線性、二次項(xiàng)、對(duì)數(shù)和冪函數(shù)等4個(gè)數(shù)學(xué)模型，將它們依次作為擬合模型計(jì)算出的估計(jì)值的標(biāo)準(zhǔn)誤分別為0.389、0.824、0.049和0.213，所以二次項(xiàng)是最優(yōu)的數(shù)學(xué)模型。經(jīng)過該模型擬合得到的方程為：y=-0.001 2x2+0.176 9x-0.134，R2=0.999 8。此方程與原始數(shù)據(jù)具有很好的接近度，如圖7所示。

3 討論

本研究重點(diǎn)探討了密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液流速與電阻抗波形參數(shù)之間的關(guān)系。最終這一關(guān)系以一個(gè)二次式方程的形式表達(dá)出來。這一關(guān)系的建立使得利用電阻抗技術(shù)準(zhǔn)確地測(cè)量密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液的流速成為可能。基于上述關(guān)系，在院前急救用輸血輸液裝置的升級(jí)設(shè)計(jì)中，我們可將流動(dòng)液流速的監(jiān)測(cè)精度進(jìn)一步提升。本研究中沒有采用液體流量傳感器直接測(cè)量某一檔位下流動(dòng)液的實(shí)際速率，因?yàn)榍捌谘芯勘砻鞅狙芯渴褂玫妮斞斠貉b置輸出流動(dòng)液的速率誤差不超過5%，這對(duì)于初步的探索研究而言已經(jīng)足夠。在未來的研究中，要建立貼近實(shí)用關(guān)系式，就必須在臨床開展大量的輸血輸液實(shí)驗(yàn)，在測(cè)量流動(dòng)池流動(dòng)液電阻抗數(shù)據(jù)的同時(shí)利用成熟的液體流量傳感器準(zhǔn)確測(cè)量流動(dòng)液的流速。

圖6 4個(gè)檔位流動(dòng)液在10 s內(nèi)的電阻抗波形Fig.6 The electrical impedance waveforms of the PFL at the other four flow rates within 10 s

表1 不同流速流動(dòng)液電阻抗波形頻譜的主頻Tab.1 The dominant frequencies in spectrums of the electrical impedance waveforms of PFL at different velocities

圖7 流動(dòng)液流速與其電阻抗波形頻譜主頻的擬合曲線Fig.7 The fitting curve of flow rates of PFL and the corresponding dominant frequencies in spectrums of the electrical impedance waveforms

本研究的輸血輸液裝置中，電磁泵反復(fù)擠壓彈性泵管使得密閉流動(dòng)池中流動(dòng)液的體積發(fā)生周期性變化，從而導(dǎo)致測(cè)得的電阻抗也發(fā)生周期性變化。在人體血液循環(huán)中，血管壁直徑會(huì)發(fā)生周期性變化，其內(nèi)血液體積也會(huì)發(fā)生周期性變化，導(dǎo)致測(cè)得的人體外周組織的電阻抗發(fā)生周期性變化［21］，所以密閉流動(dòng)池流動(dòng)液體積的周期變化特性使得其電阻抗具有周期性的變化特征。本文建立的密閉流動(dòng)池流動(dòng)液流速與電阻抗波形參數(shù)之間關(guān)系成立的前提條件是密閉流動(dòng)池流動(dòng)液的體積發(fā)生周期性變化。在密閉流動(dòng)池流動(dòng)液體積不變的情況下，上述關(guān)系不成立。

4 結(jié)論

本研究探索了一種利用短時(shí)間單頻點(diǎn)電阻抗波形頻譜參數(shù)表征密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液流速的方法，建立了密閉流動(dòng)池脈沖流動(dòng)液流速與其電阻抗參數(shù)的數(shù)學(xué)關(guān)系式，為院前快速輸血輸液裝置準(zhǔn)確度量輸液速率研究奠定了基礎(chǔ)。在進(jìn)一步的研究中，我們將開展臨床輸血輸液實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證和完善該數(shù)學(xué)關(guān)系式，使其更加貼近院前實(shí)際應(yīng)用。

致謝：感謝蘇黎世儀器余為工程師在阻抗測(cè)量方面給予的技術(shù)支持！