腦出血的實時監測能夠極大地降低其致殘率和致死率, 本文基于磁感應相位移原理, 結合硬件濾波放大模塊、PXI數據采集系統和LabVIEW軟件, 采用帶通采樣和相關法鑒相, 建立了腦出血的實時監測系統, 并通過鹽水模擬腦出血實驗和兔子腦出血實驗測試及評估系統性能。系統測量單次相位差的時間約為0.030 4 s; 相位差變化值與鹽水和血液的體積都成正比, 實驗結果與理論一致。結果表明, 該系統能夠實時監測出腦出血的進展情況, 并且系統造價低, 體積小, 鑒相精度高, 反應靈敏, 具有較好的應用前景。
引用本文： 彭斌, 唐慶華, 孫健, 秦明新, 潘文才, 杜振偉, 張昭, 李尚彬. 腦出血磁感應實時監測系統的建立. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(2): 440-445. doi: 10.7507/1001-5515.20150079 復制
引言
腦出血是導致中老年人死亡的主要原因之一，高血壓、腦血管動脈硬化，顱內血管畸形等是其發病的主要原因，常因用力、情緒激動等誘發[1-3]。其發病特點表現為起病急驟、病情兇險，致殘率和致死率非常高，因此對它的發病早期檢測和監測顯得尤為重要。目前還沒有對腦出血進行連續實時監測的臨床設備。
磁感應相位移(magnetic induction phase shift, MIPS)技術作為檢測腦組織病變(如腦水腫、腦出血、腦缺血等)的新方法[4-6]，可以通過簡單的方法檢測出特定頻率下的磁感應相位差變化，從而檢測出組織病變情況。與電阻抗成像(electrical impedance tomography, EIT)相比，由于電阻抗成像在實際應用中存在以下不足[7]：①電極表皮接觸電阻嚴重影響測量精度；②顱骨的高電阻率使得注入電流衰減，同樣影響測量精度，MIPS方法克服了EIT法的電極-皮膚接觸阻抗的影響，且磁場能夠穿越高電阻率的顱骨而不受影響，所以MIPS方法在檢測腦出血方面具有較大的優勢。
MIPS檢測腦出血原理與檢測腦水腫相同[4]：當激勵磁場穿過檢測目標時, 在目標中會產生感應磁場使原激勵磁場發生變化, 采用一個線圈檢測該變化的磁場, 得到一組檢測線圈電壓與參考電壓的相位差值，進而獲得與目標電導率有關的信息。腦出血的過程會導致大腦的電磁特性的改變，因此可以通過持續檢測激勵信號和檢測信號的相位差變化，從而對腦出血的進展情況進行實時監測。
文獻[8]所述的研究結果表明相位差變化值與腦出血量成正比，這是該監測系統的基礎。本研究采用自制的硬件濾波放大模塊、PXI數據采集系統以及LabVIEW軟件相結合的方法建立了腦出血的實時監測系統。為了測試和評估系統性能，我們進行了鹽水仿真實驗和動物腦出血實驗。
1 材料與方法
1.1 實驗系統
如圖 1所示監測系統主要包括以下5個模塊：信號源、線圈模型、濾波放大模塊、PXI數據采集系統、LabVIEW軟件。
圖1
監測系統工作流程框圖
Figure1.
Workflow of the monitoring system
1.1.1 信號源
Tektronix AFG3252函數信號發生器用于產生兩路同頻正弦信號，一路為激勵信號，另一路為參考信號，激勵信號和參考信號的初始相位一致。激勵源輸出的頻率和功率可調，輸出功率調節范圍為2 mW~3 W, 信號源的頻率穩定度可達到10-4的數量級，失真度在整個功率范圍內達到10-2~10-4，信噪比在整個功率范圍內達到30~60 dB，完全滿足實驗相位測量精度的要求。
1.1.2 線圈模型
線圈模型由激勵線圈和感應線圈組成，兩線圈均以線徑為0.8 mm的銅漆包線各繞10匝而成，線與線之間緊密排列且絕緣性非常好，線圈半徑R=5 cm，同軸放置，距離為10 cm，并以塑膠固定。
1.1.3 濾波放大模塊
內置帶通濾波器，AD8369可調增益放大器。可根據實際需要調節帶通濾波器的中心頻率以及信號的放大倍數。
1.1.4 PXI數據采集系統
PXI為美國國家儀器公司(NI公司)構建的數據采集系統，它廣泛應用于各類數據采集場合。我們系統采用的PXI-5124數據采集卡，最高實時采樣率200 MS/s, 12位分辨率，150 MHz帶寬，512 M單通道板載內存。實驗過程中數據采集采用帶通采樣[9-12]，對10.7 MHz的激勵頻率，帶寬設為0.2 MHz，則采用10.6 MHz采樣率進行數據采集可以較好的恢復原信號。
1.1.5 LabVIEW軟件平臺
編程采用軟件LabVIEW2012, 對采集卡采集到的數據進行軟件鑒相和結果顯示，鑒相算法采用相關法[13]，其優點是速度快，鑒相精度高，且軟件平臺參數可調，更易于改進系統性能，系統界面如圖 2所示。
圖2
系統軟件前面板
Figure2.
Front panel of the software system
1.1.6 監測方法
實驗結果以相位差變化值的形式給出：
| $\Delta {\theta _i}={\theta _i}-{\theta _0}$ |
式中θi為實驗過程中獲取的第i個相位差，θ0為實驗起始相位差，Δθi為第i個相位差相對起始時相位差的變化值。相位差變化值(Δθi)的大小反映了腦出血的嚴重程度。
1.2 鹽水仿真實驗設計
鹽水仿真實驗采用向20 mL量筒逐漸注入鹽水來模擬腦出血過程。在激勵頻率為10.7 MHz條件下，用電導率為1.101 s/m的NaCl溶液模擬腦出血，溶液電導率配置按文獻[14-15]所述。實驗分兩種類型：溶液注入速率60 mL/h、液量為10 mL；注入速率20 mL/h，液量4 mL，分別模擬快速大量和緩慢少量腦出血的過程，每類實驗重復4次。系統硬件組成如圖 3所示。
圖3
鹽水仿真實驗硬件組成圖
Figure3.
Hardware of the saline simulation experiment
1.3 動物腦出血實驗設計
實驗對象為新西蘭大白兔(2.1~2.5 kg)1只, 耳緣靜脈麻醉(25%烏拉坦，5 mL/kg), 采用心臟采血法[16]采血約6 mL，自體血與5%的肝素以2：1的比例混合。采用立體定位法模擬內囊出血，通過注射泵將自體血注入實驗兔子內囊，從而人工誘導腦出血，如圖 4(a)所示, 以兔腦“十字縫”交叉點為基點，沿冠狀縫偏右6 mm，再平行矢狀縫往后1 mm確定為內囊注血點，即圖中的“×”。探測線圈與兔腦位置如圖 4(b)所示。實驗過程保持兔子相對靜止不動(呼吸、心跳等基本生理活動除外)，注射泵注射速率設定為20 mL/h, 注射量為4 mL, 用時12 min，實驗過程中同時進行心電的肢體導聯監測，以觀察實驗兔子的生理狀況。此外，由于兔子呼吸過程會伴隨身體的起伏，因此需要人工記錄兔子的呼吸頻率。實驗系統軟硬件組成如圖 5所示。
圖4
兔子實驗示意圖
(a)鉆顱位置；(b)探測線圈位置
Figure4. Schematic of experiment on rabbits(a) location of drilling hole in the rabbit skull; (b) detecting position of rabbit-coils
圖5
兔子腦出血監測實驗系統組成
Figure5.
Monitoring system of rabbit cerebral hemorrhage experiment
2 結果
2.1 鹽水仿真實驗
圖 6為鹽水模擬腦出血的實驗結果。其中，左圖為模擬快速大量腦出血的4次重復性實驗的相位差變化平均結果，曲線表明隨著鹽水注入量的增加，相位差變化值逐漸增大；右圖為模擬緩慢少量腦出血的4次重復性實驗的相位差變化平均結果，曲線表明隨著鹽水注入量的增加，相位差變化值也逐漸增大。對比左圖和右圖可以看出，注射速率越大，相位差的變化越快。模擬腦出血快速注入10 mL后相位差變化約為0.21°，緩慢注入4 mL后相位差變化約為0.08°。各實驗結果曲線中局部存在小幅度的波動。
圖6
鹽水模擬腦出血實驗結果
Figure6.
Experimental results of saline simulate cerebral hemorrhage
2.2 動物腦出血實驗
兔子腦出血實驗結果表明系統單次獲取相位差的時間為0.030 4 s，實驗過程中兔子心率保持穩定在300次/min左右，實驗過程間隔1 min記錄1次呼吸，共記錄了5次呼吸頻率，分別為65、78、67、86、64次/min。整個實驗過程呼吸頻率在60~90次/min之間波動，圖 7顯示了實驗過程中不同時間點的局部相位差變化(6 s時間之內)情況，可見有明顯、規律的波形出現，且在大的波形中又存在微小的波形變化，整個過程中觀察到大的波形的變化頻率在60~90次/min間變化，波形幅度大約為0.03°~0.035°。
圖7
兔子腦出血實驗監測結果
Figure7.
Monitoring result of rabbit cerebral hemorrhage experiment
圖 8顯示了注血過程中相位差的變化趨勢圖，可以看出相位差的變化不僅在局部存在小幅度的波動，波動幅度大約為0.035°，而且基線一直在向下漂移。這說明相位差的變化值隨著注血量的增加在不斷增大，變化過程存在拐點C，在開始注血后約410 s，即在已經注血約2.28 mL時，將趨勢線明顯分為兩部分，前半部分相位差基線變化較慢，后半部分變化較快，注入血液體積1、2、3、4 mL時，測得的相位差變化值分別為0.02°、0.04°、0.125°、0.16°。
圖8
兔子腦出血實驗整個過程相位差變化趨勢
Figure8.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
3 分析和討論
3.1 鹽水仿真實驗
鹽水仿真實驗結果表明相位差變化值與注入鹽水的體積成正比，結果與文獻[8]研究一致。實驗結果曲線存在小幅度的波動，理論認為只要相位差精度在0.01°就可以區分不同的人體組織[17]，因此其波動在可接受的范圍內，波動除了軟件鑒相精度的制約外，還可能由以下原因引起：信號源本身相位存在溫度漂移；激勵線圈和檢測線圈未加以屏蔽，存在電磁干擾；蠕動泵注射鹽水的速率不夠穩定等。
3.2 兔子腦出血實驗
系統獲取單次相位差的時間為0.030 4 s，能夠滿足實時監測的要求；相位差鑒別的精度也能夠滿足實際監測的需要。因此，系統能夠實時精確的監測出腦出血的進展情況。
圖 9是對兔子腦出血引起的相位差變化結果作頻譜分析，可以看出除了0 Hz附近有較高幅度值外，在頻率為1~1.5 Hz間也存在一個波峰。
圖9
兔子腦出血實驗結果頻譜分析
Figure9.
Result of frequency spectral analysis of rabbit cerebral hemorrhage experiment
圖 10為相位差變化結果的分段短時傅里葉變換的結果。4幅圖分別為開始段的頻譜信息、靠近開始段的頻譜信息、靠近末段的頻譜信息、末端的頻譜信息。從4幅圖可以看出波峰從1.5 Hz開始，變化到1 Hz，說明隨著注血量的增加，呼吸在逐漸減慢。其中在0 Hz附近有較大的幅值，可能是由于頭部的微小移動造成的。
圖10
兔子腦出血實驗結果分段短時傅里葉變換圖
Figure10.
Results of STFT of phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
從上面對全程相位差變化的傅里葉變換和短時傅里葉變換結果可以看出，實時監測過程中出現的有規律的波形頻率與呼吸的頻率近似相等，因此可以推斷觀測過程中的大波形變化是因呼吸作用引起，因為系統對被測目標的幾何位置相當敏感，雖然對實驗兔子進行了麻醉，但伴隨兔子的呼吸，不可避免的會引起兔子頭部的微小移動，從而造成相位差的變化，相位差變化的幅度與兔子的呼吸大小正相關，但可以通過濾波有效地消除呼吸對相位差變化結果的影響。
圖 11顯示了經過相鄰100個數據點平均處理平滑后的整個實驗過程的相位差變化趨勢圖，從該圖可以比較直觀地看出實驗過程中消除呼吸影響后因注血引起的相位差變化情況。
圖11
平滑處理后兔子腦出血實驗相位差變化趨圖
Figure11.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage after being processed
圖 12為兔子腦出血的MRI影像學驗證，三張圖片分別為兔腦注血0、0.7、2.1 mL的MRI圖(白圈標注了腦出血區域)。
圖12
兔子腦出血MRI驗證
Figure12.
Brain MRI for one ACH rabbit
從圖 11可以看出隨著注血量的增加，相位差變化值逐漸增大，實驗結果與理論描述一致。圖中存在拐點C，前半部分變化慢，后半部分變化快。圖 12可以看出隨著注血量的增加，顱內的血塊也在逐漸增大。文獻[18]的理論指出：顱腔內容物由腦組織、腦脊液(cerebral spinal fluid, CSF)、腦血液(cerebral blood flow, CBF)三種成分組成，電導率：腦脊液＞腦血液＞腦組織，腦出血前期因腦脊液起代償作用，電導率變化快；繼而血液起代償作用，變化稍慢，最后代償作用消失，電導率變化更緩慢，因此相位差變化結果也應與電導率變化趨勢一致。針對實驗結果與理論分析不一致問題, 筆者分析認為腦出血是一個較為復雜的過程，它引起的電導率變化不僅由組成成分改變引起，還會因出血部位組織受擠壓變性引起[19]，此外，我們的實驗是通過人工誘導的急性腦出血，手術會導致顱內的自發出血，這與實際腦出血情況有較大差異，整個電導率的變化也更為復雜，因此存在這樣的拐點C，與理論不一致，也是可能的。由于時間等因素的制約，實驗的樣本量太少，下一步需要更多的實驗以驗證實驗結果與理論的差異，但無論其電導率如何變化，其趨勢是明顯的，我們的系統都能夠實時精確的監測出這一變化趨勢，從而實時監測出腦出血的進展情況。
4 總結
鹽水模擬腦出血實驗和動物腦出血實驗結果表明, 所建立的腦出血磁感應檢測系統確實有能力實時監測出腦出血的進展情況，且系統具有造價低，精度高，靈敏度高等優勢，具有較好的應用前景。
為了進一步提高系統的監測性能，下一步將添加參考線圈或利用屏蔽材料對線圈進行屏蔽，消除電磁干擾；更換更高分辨率的數據采集卡，以獲取更精確的相位差，文獻[20]采用16位的采集卡，使鑒相精度達到0.001°；也可研究更佳的系統參數等。為了進一步優化兔子實驗效果，下一步的研究中將增大兔子腦出血實驗樣本量，并研究對不同部位誘發腦出血的實驗結果。
引言
腦出血是導致中老年人死亡的主要原因之一，高血壓、腦血管動脈硬化，顱內血管畸形等是其發病的主要原因，常因用力、情緒激動等誘發[1-3]。其發病特點表現為起病急驟、病情兇險，致殘率和致死率非常高，因此對它的發病早期檢測和監測顯得尤為重要。目前還沒有對腦出血進行連續實時監測的臨床設備。
磁感應相位移(magnetic induction phase shift, MIPS)技術作為檢測腦組織病變(如腦水腫、腦出血、腦缺血等)的新方法[4-6]，可以通過簡單的方法檢測出特定頻率下的磁感應相位差變化，從而檢測出組織病變情況。與電阻抗成像(electrical impedance tomography, EIT)相比，由于電阻抗成像在實際應用中存在以下不足[7]：①電極表皮接觸電阻嚴重影響測量精度；②顱骨的高電阻率使得注入電流衰減，同樣影響測量精度，MIPS方法克服了EIT法的電極-皮膚接觸阻抗的影響，且磁場能夠穿越高電阻率的顱骨而不受影響，所以MIPS方法在檢測腦出血方面具有較大的優勢。
MIPS檢測腦出血原理與檢測腦水腫相同[4]：當激勵磁場穿過檢測目標時, 在目標中會產生感應磁場使原激勵磁場發生變化, 采用一個線圈檢測該變化的磁場, 得到一組檢測線圈電壓與參考電壓的相位差值，進而獲得與目標電導率有關的信息。腦出血的過程會導致大腦的電磁特性的改變，因此可以通過持續檢測激勵信號和檢測信號的相位差變化，從而對腦出血的進展情況進行實時監測。
文獻[8]所述的研究結果表明相位差變化值與腦出血量成正比，這是該監測系統的基礎。本研究采用自制的硬件濾波放大模塊、PXI數據采集系統以及LabVIEW軟件相結合的方法建立了腦出血的實時監測系統。為了測試和評估系統性能，我們進行了鹽水仿真實驗和動物腦出血實驗。
1 材料與方法
1.1 實驗系統
如圖 1所示監測系統主要包括以下5個模塊：信號源、線圈模型、濾波放大模塊、PXI數據采集系統、LabVIEW軟件。
圖1
監測系統工作流程框圖
Figure1.
Workflow of the monitoring system
1.1.1 信號源
Tektronix AFG3252函數信號發生器用于產生兩路同頻正弦信號，一路為激勵信號，另一路為參考信號，激勵信號和參考信號的初始相位一致。激勵源輸出的頻率和功率可調，輸出功率調節范圍為2 mW~3 W, 信號源的頻率穩定度可達到10-4的數量級，失真度在整個功率范圍內達到10-2~10-4，信噪比在整個功率范圍內達到30~60 dB，完全滿足實驗相位測量精度的要求。
1.1.2 線圈模型
線圈模型由激勵線圈和感應線圈組成，兩線圈均以線徑為0.8 mm的銅漆包線各繞10匝而成，線與線之間緊密排列且絕緣性非常好，線圈半徑R=5 cm，同軸放置，距離為10 cm，并以塑膠固定。
1.1.3 濾波放大模塊
內置帶通濾波器，AD8369可調增益放大器。可根據實際需要調節帶通濾波器的中心頻率以及信號的放大倍數。
1.1.4 PXI數據采集系統
PXI為美國國家儀器公司(NI公司)構建的數據采集系統，它廣泛應用于各類數據采集場合。我們系統采用的PXI-5124數據采集卡，最高實時采樣率200 MS/s, 12位分辨率，150 MHz帶寬，512 M單通道板載內存。實驗過程中數據采集采用帶通采樣[9-12]，對10.7 MHz的激勵頻率，帶寬設為0.2 MHz，則采用10.6 MHz采樣率進行數據采集可以較好的恢復原信號。
1.1.5 LabVIEW軟件平臺
編程采用軟件LabVIEW2012, 對采集卡采集到的數據進行軟件鑒相和結果顯示，鑒相算法采用相關法[13]，其優點是速度快，鑒相精度高，且軟件平臺參數可調，更易于改進系統性能，系統界面如圖 2所示。
圖2
系統軟件前面板
Figure2.
Front panel of the software system
1.1.6 監測方法
實驗結果以相位差變化值的形式給出：
| $\Delta {\theta _i}={\theta _i}-{\theta _0}$ |
式中θi為實驗過程中獲取的第i個相位差，θ0為實驗起始相位差，Δθi為第i個相位差相對起始時相位差的變化值。相位差變化值(Δθi)的大小反映了腦出血的嚴重程度。
1.2 鹽水仿真實驗設計
鹽水仿真實驗采用向20 mL量筒逐漸注入鹽水來模擬腦出血過程。在激勵頻率為10.7 MHz條件下，用電導率為1.101 s/m的NaCl溶液模擬腦出血，溶液電導率配置按文獻[14-15]所述。實驗分兩種類型：溶液注入速率60 mL/h、液量為10 mL；注入速率20 mL/h，液量4 mL，分別模擬快速大量和緩慢少量腦出血的過程，每類實驗重復4次。系統硬件組成如圖 3所示。
圖3
鹽水仿真實驗硬件組成圖
Figure3.
Hardware of the saline simulation experiment
1.3 動物腦出血實驗設計
實驗對象為新西蘭大白兔(2.1~2.5 kg)1只, 耳緣靜脈麻醉(25%烏拉坦，5 mL/kg), 采用心臟采血法[16]采血約6 mL，自體血與5%的肝素以2：1的比例混合。采用立體定位法模擬內囊出血，通過注射泵將自體血注入實驗兔子內囊，從而人工誘導腦出血，如圖 4(a)所示, 以兔腦“十字縫”交叉點為基點，沿冠狀縫偏右6 mm，再平行矢狀縫往后1 mm確定為內囊注血點，即圖中的“×”。探測線圈與兔腦位置如圖 4(b)所示。實驗過程保持兔子相對靜止不動(呼吸、心跳等基本生理活動除外)，注射泵注射速率設定為20 mL/h, 注射量為4 mL, 用時12 min，實驗過程中同時進行心電的肢體導聯監測，以觀察實驗兔子的生理狀況。此外，由于兔子呼吸過程會伴隨身體的起伏，因此需要人工記錄兔子的呼吸頻率。實驗系統軟硬件組成如圖 5所示。
圖4
兔子實驗示意圖
(a)鉆顱位置；(b)探測線圈位置
Figure4. Schematic of experiment on rabbits(a) location of drilling hole in the rabbit skull; (b) detecting position of rabbit-coils
圖5
兔子腦出血監測實驗系統組成
Figure5.
Monitoring system of rabbit cerebral hemorrhage experiment
2 結果
2.1 鹽水仿真實驗
圖 6為鹽水模擬腦出血的實驗結果。其中，左圖為模擬快速大量腦出血的4次重復性實驗的相位差變化平均結果，曲線表明隨著鹽水注入量的增加，相位差變化值逐漸增大；右圖為模擬緩慢少量腦出血的4次重復性實驗的相位差變化平均結果，曲線表明隨著鹽水注入量的增加，相位差變化值也逐漸增大。對比左圖和右圖可以看出，注射速率越大，相位差的變化越快。模擬腦出血快速注入10 mL后相位差變化約為0.21°，緩慢注入4 mL后相位差變化約為0.08°。各實驗結果曲線中局部存在小幅度的波動。
圖6
鹽水模擬腦出血實驗結果
Figure6.
Experimental results of saline simulate cerebral hemorrhage
2.2 動物腦出血實驗
兔子腦出血實驗結果表明系統單次獲取相位差的時間為0.030 4 s，實驗過程中兔子心率保持穩定在300次/min左右，實驗過程間隔1 min記錄1次呼吸，共記錄了5次呼吸頻率，分別為65、78、67、86、64次/min。整個實驗過程呼吸頻率在60~90次/min之間波動，圖 7顯示了實驗過程中不同時間點的局部相位差變化(6 s時間之內)情況，可見有明顯、規律的波形出現，且在大的波形中又存在微小的波形變化，整個過程中觀察到大的波形的變化頻率在60~90次/min間變化，波形幅度大約為0.03°~0.035°。
圖7
兔子腦出血實驗監測結果
Figure7.
Monitoring result of rabbit cerebral hemorrhage experiment
圖 8顯示了注血過程中相位差的變化趨勢圖，可以看出相位差的變化不僅在局部存在小幅度的波動，波動幅度大約為0.035°，而且基線一直在向下漂移。這說明相位差的變化值隨著注血量的增加在不斷增大，變化過程存在拐點C，在開始注血后約410 s，即在已經注血約2.28 mL時，將趨勢線明顯分為兩部分，前半部分相位差基線變化較慢，后半部分變化較快，注入血液體積1、2、3、4 mL時，測得的相位差變化值分別為0.02°、0.04°、0.125°、0.16°。
圖8
兔子腦出血實驗整個過程相位差變化趨勢
Figure8.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
3 分析和討論
3.1 鹽水仿真實驗
鹽水仿真實驗結果表明相位差變化值與注入鹽水的體積成正比，結果與文獻[8]研究一致。實驗結果曲線存在小幅度的波動，理論認為只要相位差精度在0.01°就可以區分不同的人體組織[17]，因此其波動在可接受的范圍內，波動除了軟件鑒相精度的制約外，還可能由以下原因引起：信號源本身相位存在溫度漂移；激勵線圈和檢測線圈未加以屏蔽，存在電磁干擾；蠕動泵注射鹽水的速率不夠穩定等。
3.2 兔子腦出血實驗
系統獲取單次相位差的時間為0.030 4 s，能夠滿足實時監測的要求；相位差鑒別的精度也能夠滿足實際監測的需要。因此，系統能夠實時精確的監測出腦出血的進展情況。
圖 9是對兔子腦出血引起的相位差變化結果作頻譜分析，可以看出除了0 Hz附近有較高幅度值外，在頻率為1~1.5 Hz間也存在一個波峰。
圖9
兔子腦出血實驗結果頻譜分析
Figure9.
Result of frequency spectral analysis of rabbit cerebral hemorrhage experiment
圖 10為相位差變化結果的分段短時傅里葉變換的結果。4幅圖分別為開始段的頻譜信息、靠近開始段的頻譜信息、靠近末段的頻譜信息、末端的頻譜信息。從4幅圖可以看出波峰從1.5 Hz開始，變化到1 Hz，說明隨著注血量的增加，呼吸在逐漸減慢。其中在0 Hz附近有較大的幅值，可能是由于頭部的微小移動造成的。
圖10
兔子腦出血實驗結果分段短時傅里葉變換圖
Figure10.
Results of STFT of phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
從上面對全程相位差變化的傅里葉變換和短時傅里葉變換結果可以看出，實時監測過程中出現的有規律的波形頻率與呼吸的頻率近似相等，因此可以推斷觀測過程中的大波形變化是因呼吸作用引起，因為系統對被測目標的幾何位置相當敏感，雖然對實驗兔子進行了麻醉，但伴隨兔子的呼吸，不可避免的會引起兔子頭部的微小移動，從而造成相位差的變化，相位差變化的幅度與兔子的呼吸大小正相關，但可以通過濾波有效地消除呼吸對相位差變化結果的影響。
圖 11顯示了經過相鄰100個數據點平均處理平滑后的整個實驗過程的相位差變化趨勢圖，從該圖可以比較直觀地看出實驗過程中消除呼吸影響后因注血引起的相位差變化情況。
圖11
平滑處理后兔子腦出血實驗相位差變化趨圖
Figure11.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage after being processed
圖 12為兔子腦出血的MRI影像學驗證，三張圖片分別為兔腦注血0、0.7、2.1 mL的MRI圖(白圈標注了腦出血區域)。
圖12
兔子腦出血MRI驗證
Figure12.
Brain MRI for one ACH rabbit
從圖 11可以看出隨著注血量的增加，相位差變化值逐漸增大，實驗結果與理論描述一致。圖中存在拐點C，前半部分變化慢，后半部分變化快。圖 12可以看出隨著注血量的增加，顱內的血塊也在逐漸增大。文獻[18]的理論指出：顱腔內容物由腦組織、腦脊液(cerebral spinal fluid, CSF)、腦血液(cerebral blood flow, CBF)三種成分組成，電導率：腦脊液＞腦血液＞腦組織，腦出血前期因腦脊液起代償作用，電導率變化快；繼而血液起代償作用，變化稍慢，最后代償作用消失，電導率變化更緩慢，因此相位差變化結果也應與電導率變化趨勢一致。針對實驗結果與理論分析不一致問題, 筆者分析認為腦出血是一個較為復雜的過程，它引起的電導率變化不僅由組成成分改變引起，還會因出血部位組織受擠壓變性引起[19]，此外，我們的實驗是通過人工誘導的急性腦出血，手術會導致顱內的自發出血，這與實際腦出血情況有較大差異，整個電導率的變化也更為復雜，因此存在這樣的拐點C，與理論不一致，也是可能的。由于時間等因素的制約，實驗的樣本量太少，下一步需要更多的實驗以驗證實驗結果與理論的差異，但無論其電導率如何變化，其趨勢是明顯的，我們的系統都能夠實時精確的監測出這一變化趨勢，從而實時監測出腦出血的進展情況。
4 總結
鹽水模擬腦出血實驗和動物腦出血實驗結果表明, 所建立的腦出血磁感應檢測系統確實有能力實時監測出腦出血的進展情況，且系統具有造價低，精度高，靈敏度高等優勢，具有較好的應用前景。
為了進一步提高系統的監測性能，下一步將添加參考線圈或利用屏蔽材料對線圈進行屏蔽，消除電磁干擾；更換更高分辨率的數據采集卡，以獲取更精確的相位差，文獻[20]采用16位的采集卡，使鑒相精度達到0.001°；也可研究更佳的系統參數等。為了進一步優化兔子實驗效果，下一步的研究中將增大兔子腦出血實驗樣本量，并研究對不同部位誘發腦出血的實驗結果。
