脑出血的实时监测能够极大地降低其致残率和致死率, 本文基于磁感应相位移原理, 结合硬件滤波放大模块、PXI数据采集系统和LabVIEW软件, 采用带通采样和相关法鉴相, 建立了脑出血的实时监测系统, 并通过盐水模拟脑出血实验和兔子脑出血实验测试及评估系统性能。系统测量单次相位差的时间约为0.030 4 s; 相位差变化值与盐水和血液的体积都成正比, 实验结果与理论一致。结果表明, 该系统能够实时监测出脑出血的进展情况, 并且系统造价低, 体积小, 鉴相精度高, 反应灵敏, 具有较好的应用前景。
引用本文： 彭斌, 唐庆华, 孙健, 秦明新, 潘文才, 杜振伟, 张昭, 李尚彬. 脑出血磁感应实时监测系统的建立. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(2): 440-445. doi: 10.7507/1001-5515.20150079 复制
引言
脑出血是导致中老年人死亡的主要原因之一，高血压、脑血管动脉硬化，颅内血管畸形等是其发病的主要原因，常因用力、情绪激动等诱发[1-3]。其发病特点表现为起病急骤、病情凶险，致残率和致死率非常高，因此对它的发病早期检测和监测显得尤为重要。目前还没有对脑出血进行连续实时监测的临床设备。
磁感应相位移(magnetic induction phase shift, MIPS)技术作为检测脑组织病变(如脑水肿、脑出血、脑缺血等)的新方法[4-6]，可以通过简单的方法检测出特定频率下的磁感应相位差变化，从而检测出组织病变情况。与电阻抗成像(electrical impedance tomography, EIT)相比，由于电阻抗成像在实际应用中存在以下不足[7]：①电极表皮接触电阻严重影响测量精度；②颅骨的高电阻率使得注入电流衰减，同样影响测量精度，MIPS方法克服了EIT法的电极-皮肤接触阻抗的影响，且磁场能够穿越高电阻率的颅骨而不受影响，所以MIPS方法在检测脑出血方面具有较大的优势。
MIPS检测脑出血原理与检测脑水肿相同[4]：当激励磁场穿过检测目标时, 在目标中会产生感应磁场使原激励磁场发生变化, 采用一个线圈检测该变化的磁场, 得到一组检测线圈电压与参考电压的相位差值，进而获得与目标电导率有关的信息。脑出血的过程会导致大脑的电磁特性的改变，因此可以通过持续检测激励信号和检测信号的相位差变化，从而对脑出血的进展情况进行实时监测。
文献[8]所述的研究结果表明相位差变化值与脑出血量成正比，这是该监测系统的基础。本研究采用自制的硬件滤波放大模块、PXI数据采集系统以及LabVIEW软件相结合的方法建立了脑出血的实时监测系统。为了测试和评估系统性能，我们进行了盐水仿真实验和动物脑出血实验。
1 材料与方法
1.1 实验系统
如图 1所示监测系统主要包括以下5个模块：信号源、线圈模型、滤波放大模块、PXI数据采集系统、LabVIEW软件。
图1
监测系统工作流程框图
Figure1.
Workflow of the monitoring system
1.1.1 信号源
Tektronix AFG3252函数信号发生器用于产生两路同频正弦信号，一路为激励信号，另一路为参考信号，激励信号和参考信号的初始相位一致。激励源输出的频率和功率可调，输出功率调节范围为2 mW~3 W, 信号源的频率稳定度可达到10-4的数量级，失真度在整个功率范围内达到10-2~10-4，信噪比在整个功率范围内达到30~60 dB，完全满足实验相位测量精度的要求。
1.1.2 线圈模型
线圈模型由激励线圈和感应线圈组成，两线圈均以线径为0.8 mm的铜漆包线各绕10匝而成，线与线之间紧密排列且绝缘性非常好，线圈半径R=5 cm，同轴放置，距离为10 cm，并以塑胶固定。
1.1.3 滤波放大模块
内置带通滤波器，AD8369可调增益放大器。可根据实际需要调节带通滤波器的中心频率以及信号的放大倍数。
1.1.4 PXI数据采集系统
PXI为美国国家仪器公司(NI公司)构建的数据采集系统，它广泛应用于各类数据采集场合。我们系统采用的PXI-5124数据采集卡，最高实时采样率200 MS/s, 12位分辨率，150 MHz带宽，512 M单通道板载内存。实验过程中数据采集采用带通采样[9-12]，对10.7 MHz的激励频率，带宽设为0.2 MHz，则采用10.6 MHz采样率进行数据采集可以较好的恢复原信号。
1.1.5 LabVIEW软件平台
编程采用软件LabVIEW2012, 对采集卡采集到的数据进行软件鉴相和结果显示，鉴相算法采用相关法[13]，其优点是速度快，鉴相精度高，且软件平台参数可调，更易于改进系统性能，系统界面如图 2所示。
图2
系统软件前面板
Figure2.
Front panel of the software system
1.1.6 监测方法
实验结果以相位差变化值的形式给出：
| $\Delta {\theta _i}={\theta _i}-{\theta _0}$ |
式中θi为实验过程中获取的第i个相位差，θ0为实验起始相位差，Δθi为第i个相位差相对起始时相位差的变化值。相位差变化值(Δθi)的大小反映了脑出血的严重程度。
1.2 盐水仿真实验设计
盐水仿真实验采用向20 mL量筒逐渐注入盐水来模拟脑出血过程。在激励频率为10.7 MHz条件下，用电导率为1.101 s/m的NaCl溶液模拟脑出血，溶液电导率配置按文献[14-15]所述。实验分两种类型：溶液注入速率60 mL/h、液量为10 mL；注入速率20 mL/h，液量4 mL，分别模拟快速大量和缓慢少量脑出血的过程，每类实验重复4次。系统硬件组成如图 3所示。
图3
盐水仿真实验硬件组成图
Figure3.
Hardware of the saline simulation experiment
1.3 动物脑出血实验设计
实验对象为新西兰大白兔(2.1~2.5 kg)1只, 耳缘静脉麻醉(25%乌拉坦，5 mL/kg), 采用心脏采血法[16]采血约6 mL，自体血与5%的肝素以2：1的比例混合。采用立体定位法模拟内囊出血，通过注射泵将自体血注入实验兔子内囊，从而人工诱导脑出血，如图 4(a)所示, 以兔脑“十字缝”交叉点为基点，沿冠状缝偏右6 mm，再平行矢状缝往后1 mm确定为内囊注血点，即图中的“×”。探测线圈与兔脑位置如图 4(b)所示。实验过程保持兔子相对静止不动(呼吸、心跳等基本生理活动除外)，注射泵注射速率设定为20 mL/h, 注射量为4 mL, 用时12 min，实验过程中同时进行心电的肢体导联监测，以观察实验兔子的生理状况。此外，由于兔子呼吸过程会伴随身体的起伏，因此需要人工记录兔子的呼吸频率。实验系统软硬件组成如图 5所示。
图4
兔子实验示意图
(a)钻颅位置；(b)探测线圈位置
Figure4. Schematic of experiment on rabbits(a) location of drilling hole in the rabbit skull; (b) detecting position of rabbit-coils
图5
兔子脑出血监测实验系统组成
Figure5.
Monitoring system of rabbit cerebral hemorrhage experiment
2 结果
2.1 盐水仿真实验
图 6为盐水模拟脑出血的实验结果。其中，左图为模拟快速大量脑出血的4次重复性实验的相位差变化平均结果，曲线表明随着盐水注入量的增加，相位差变化值逐渐增大；右图为模拟缓慢少量脑出血的4次重复性实验的相位差变化平均结果，曲线表明随着盐水注入量的增加，相位差变化值也逐渐增大。对比左图和右图可以看出，注射速率越大，相位差的变化越快。模拟脑出血快速注入10 mL后相位差变化约为0.21°，缓慢注入4 mL后相位差变化约为0.08°。各实验结果曲线中局部存在小幅度的波动。
图6
盐水模拟脑出血实验结果
Figure6.
Experimental results of saline simulate cerebral hemorrhage
2.2 动物脑出血实验
兔子脑出血实验结果表明系统单次获取相位差的时间为0.030 4 s，实验过程中兔子心率保持稳定在300次/min左右，实验过程间隔1 min记录1次呼吸，共记录了5次呼吸频率，分别为65、78、67、86、64次/min。整个实验过程呼吸频率在60~90次/min之间波动，图 7显示了实验过程中不同时间点的局部相位差变化(6 s时间之内)情况，可见有明显、规律的波形出现，且在大的波形中又存在微小的波形变化，整个过程中观察到大的波形的变化频率在60~90次/min间变化，波形幅度大约为0.03°~0.035°。
图7
兔子脑出血实验监测结果
Figure7.
Monitoring result of rabbit cerebral hemorrhage experiment
图 8显示了注血过程中相位差的变化趋势图，可以看出相位差的变化不仅在局部存在小幅度的波动，波动幅度大约为0.035°，而且基线一直在向下漂移。这说明相位差的变化值随着注血量的增加在不断增大，变化过程存在拐点C，在开始注血后约410 s，即在已经注血约2.28 mL时，将趋势线明显分为两部分，前半部分相位差基线变化较慢，后半部分变化较快，注入血液体积1、2、3、4 mL时，测得的相位差变化值分别为0.02°、0.04°、0.125°、0.16°。
图8
兔子脑出血实验整个过程相位差变化趋势
Figure8.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
3 分析和讨论
3.1 盐水仿真实验
盐水仿真实验结果表明相位差变化值与注入盐水的体积成正比，结果与文献[8]研究一致。实验结果曲线存在小幅度的波动，理论认为只要相位差精度在0.01°就可以区分不同的人体组织[17]，因此其波动在可接受的范围内，波动除了软件鉴相精度的制约外，还可能由以下原因引起：信号源本身相位存在温度漂移；激励线圈和检测线圈未加以屏蔽，存在电磁干扰；蠕动泵注射盐水的速率不够稳定等。
3.2 兔子脑出血实验
系统获取单次相位差的时间为0.030 4 s，能够满足实时监测的要求；相位差鉴别的精度也能够满足实际监测的需要。因此，系统能够实时精确的监测出脑出血的进展情况。
图 9是对兔子脑出血引起的相位差变化结果作频谱分析，可以看出除了0 Hz附近有较高幅度值外，在频率为1~1.5 Hz间也存在一个波峰。
图9
兔子脑出血实验结果频谱分析
Figure9.
Result of frequency spectral analysis of rabbit cerebral hemorrhage experiment
图 10为相位差变化结果的分段短时傅里叶变换的结果。4幅图分别为开始段的频谱信息、靠近开始段的频谱信息、靠近末段的频谱信息、末端的频谱信息。从4幅图可以看出波峰从1.5 Hz开始，变化到1 Hz，说明随着注血量的增加，呼吸在逐渐减慢。其中在0 Hz附近有较大的幅值，可能是由于头部的微小移动造成的。
图10
兔子脑出血实验结果分段短时傅里叶变换图
Figure10.
Results of STFT of phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
从上面对全程相位差变化的傅里叶变换和短时傅里叶变换结果可以看出，实时监测过程中出现的有规律的波形频率与呼吸的频率近似相等，因此可以推断观测过程中的大波形变化是因呼吸作用引起，因为系统对被测目标的几何位置相当敏感，虽然对实验兔子进行了麻醉，但伴随兔子的呼吸，不可避免的会引起兔子头部的微小移动，从而造成相位差的变化，相位差变化的幅度与兔子的呼吸大小正相关，但可以通过滤波有效地消除呼吸对相位差变化结果的影响。
图 11显示了经过相邻100个数据点平均处理平滑后的整个实验过程的相位差变化趋势图，从该图可以比较直观地看出实验过程中消除呼吸影响后因注血引起的相位差变化情况。
图11
平滑处理后兔子脑出血实验相位差变化趋图
Figure11.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage after being processed
图 12为兔子脑出血的MRI影像学验证，三张图片分别为兔脑注血0、0.7、2.1 mL的MRI图(白圈标注了脑出血区域)。
图12
兔子脑出血MRI验证
Figure12.
Brain MRI for one ACH rabbit
从图 11可以看出随着注血量的增加，相位差变化值逐渐增大，实验结果与理论描述一致。图中存在拐点C，前半部分变化慢，后半部分变化快。图 12可以看出随着注血量的增加，颅内的血块也在逐渐增大。文献[18]的理论指出：颅腔内容物由脑组织、脑脊液(cerebral spinal fluid, CSF)、脑血液(cerebral blood flow, CBF)三种成分组成，电导率：脑脊液＞脑血液＞脑组织，脑出血前期因脑脊液起代偿作用，电导率变化快；继而血液起代偿作用，变化稍慢，最后代偿作用消失，电导率变化更缓慢，因此相位差变化结果也应与电导率变化趋势一致。针对实验结果与理论分析不一致问题, 笔者分析认为脑出血是一个较为复杂的过程，它引起的电导率变化不仅由组成成分改变引起，还会因出血部位组织受挤压变性引起[19]，此外，我们的实验是通过人工诱导的急性脑出血，手术会导致颅内的自发出血，这与实际脑出血情况有较大差异，整个电导率的变化也更为复杂，因此存在这样的拐点C，与理论不一致，也是可能的。由于时间等因素的制约，实验的样本量太少，下一步需要更多的实验以验证实验结果与理论的差异，但无论其电导率如何变化，其趋势是明显的，我们的系统都能够实时精确的监测出这一变化趋势，从而实时监测出脑出血的进展情况。
4 总结
盐水模拟脑出血实验和动物脑出血实验结果表明, 所建立的脑出血磁感应检测系统确实有能力实时监测出脑出血的进展情况，且系统具有造价低，精度高，灵敏度高等优势，具有较好的应用前景。
为了进一步提高系统的监测性能，下一步将添加参考线圈或利用屏蔽材料对线圈进行屏蔽，消除电磁干扰；更换更高分辨率的数据采集卡，以获取更精确的相位差，文献[20]采用16位的采集卡，使鉴相精度达到0.001°；也可研究更佳的系统参数等。为了进一步优化兔子实验效果，下一步的研究中将增大兔子脑出血实验样本量，并研究对不同部位诱发脑出血的实验结果。
引言
脑出血是导致中老年人死亡的主要原因之一，高血压、脑血管动脉硬化，颅内血管畸形等是其发病的主要原因，常因用力、情绪激动等诱发[1-3]。其发病特点表现为起病急骤、病情凶险，致残率和致死率非常高，因此对它的发病早期检测和监测显得尤为重要。目前还没有对脑出血进行连续实时监测的临床设备。
磁感应相位移(magnetic induction phase shift, MIPS)技术作为检测脑组织病变(如脑水肿、脑出血、脑缺血等)的新方法[4-6]，可以通过简单的方法检测出特定频率下的磁感应相位差变化，从而检测出组织病变情况。与电阻抗成像(electrical impedance tomography, EIT)相比，由于电阻抗成像在实际应用中存在以下不足[7]：①电极表皮接触电阻严重影响测量精度；②颅骨的高电阻率使得注入电流衰减，同样影响测量精度，MIPS方法克服了EIT法的电极-皮肤接触阻抗的影响，且磁场能够穿越高电阻率的颅骨而不受影响，所以MIPS方法在检测脑出血方面具有较大的优势。
MIPS检测脑出血原理与检测脑水肿相同[4]：当激励磁场穿过检测目标时, 在目标中会产生感应磁场使原激励磁场发生变化, 采用一个线圈检测该变化的磁场, 得到一组检测线圈电压与参考电压的相位差值，进而获得与目标电导率有关的信息。脑出血的过程会导致大脑的电磁特性的改变，因此可以通过持续检测激励信号和检测信号的相位差变化，从而对脑出血的进展情况进行实时监测。
文献[8]所述的研究结果表明相位差变化值与脑出血量成正比，这是该监测系统的基础。本研究采用自制的硬件滤波放大模块、PXI数据采集系统以及LabVIEW软件相结合的方法建立了脑出血的实时监测系统。为了测试和评估系统性能，我们进行了盐水仿真实验和动物脑出血实验。
1 材料与方法
1.1 实验系统
如图 1所示监测系统主要包括以下5个模块：信号源、线圈模型、滤波放大模块、PXI数据采集系统、LabVIEW软件。
图1
监测系统工作流程框图
Figure1.
Workflow of the monitoring system
1.1.1 信号源
Tektronix AFG3252函数信号发生器用于产生两路同频正弦信号，一路为激励信号，另一路为参考信号，激励信号和参考信号的初始相位一致。激励源输出的频率和功率可调，输出功率调节范围为2 mW~3 W, 信号源的频率稳定度可达到10-4的数量级，失真度在整个功率范围内达到10-2~10-4，信噪比在整个功率范围内达到30~60 dB，完全满足实验相位测量精度的要求。
1.1.2 线圈模型
线圈模型由激励线圈和感应线圈组成，两线圈均以线径为0.8 mm的铜漆包线各绕10匝而成，线与线之间紧密排列且绝缘性非常好，线圈半径R=5 cm，同轴放置，距离为10 cm，并以塑胶固定。
1.1.3 滤波放大模块
内置带通滤波器，AD8369可调增益放大器。可根据实际需要调节带通滤波器的中心频率以及信号的放大倍数。
1.1.4 PXI数据采集系统
PXI为美国国家仪器公司(NI公司)构建的数据采集系统，它广泛应用于各类数据采集场合。我们系统采用的PXI-5124数据采集卡，最高实时采样率200 MS/s, 12位分辨率，150 MHz带宽，512 M单通道板载内存。实验过程中数据采集采用带通采样[9-12]，对10.7 MHz的激励频率，带宽设为0.2 MHz，则采用10.6 MHz采样率进行数据采集可以较好的恢复原信号。
1.1.5 LabVIEW软件平台
编程采用软件LabVIEW2012, 对采集卡采集到的数据进行软件鉴相和结果显示，鉴相算法采用相关法[13]，其优点是速度快，鉴相精度高，且软件平台参数可调，更易于改进系统性能，系统界面如图 2所示。
图2
系统软件前面板
Figure2.
Front panel of the software system
1.1.6 监测方法
实验结果以相位差变化值的形式给出：
| $\Delta {\theta _i}={\theta _i}-{\theta _0}$ |
式中θi为实验过程中获取的第i个相位差，θ0为实验起始相位差，Δθi为第i个相位差相对起始时相位差的变化值。相位差变化值(Δθi)的大小反映了脑出血的严重程度。
1.2 盐水仿真实验设计
盐水仿真实验采用向20 mL量筒逐渐注入盐水来模拟脑出血过程。在激励频率为10.7 MHz条件下，用电导率为1.101 s/m的NaCl溶液模拟脑出血，溶液电导率配置按文献[14-15]所述。实验分两种类型：溶液注入速率60 mL/h、液量为10 mL；注入速率20 mL/h，液量4 mL，分别模拟快速大量和缓慢少量脑出血的过程，每类实验重复4次。系统硬件组成如图 3所示。
图3
盐水仿真实验硬件组成图
Figure3.
Hardware of the saline simulation experiment
1.3 动物脑出血实验设计
实验对象为新西兰大白兔(2.1~2.5 kg)1只, 耳缘静脉麻醉(25%乌拉坦，5 mL/kg), 采用心脏采血法[16]采血约6 mL，自体血与5%的肝素以2：1的比例混合。采用立体定位法模拟内囊出血，通过注射泵将自体血注入实验兔子内囊，从而人工诱导脑出血，如图 4(a)所示, 以兔脑“十字缝”交叉点为基点，沿冠状缝偏右6 mm，再平行矢状缝往后1 mm确定为内囊注血点，即图中的“×”。探测线圈与兔脑位置如图 4(b)所示。实验过程保持兔子相对静止不动(呼吸、心跳等基本生理活动除外)，注射泵注射速率设定为20 mL/h, 注射量为4 mL, 用时12 min，实验过程中同时进行心电的肢体导联监测，以观察实验兔子的生理状况。此外，由于兔子呼吸过程会伴随身体的起伏，因此需要人工记录兔子的呼吸频率。实验系统软硬件组成如图 5所示。
图4
兔子实验示意图
(a)钻颅位置；(b)探测线圈位置
Figure4. Schematic of experiment on rabbits(a) location of drilling hole in the rabbit skull; (b) detecting position of rabbit-coils
图5
兔子脑出血监测实验系统组成
Figure5.
Monitoring system of rabbit cerebral hemorrhage experiment
2 结果
2.1 盐水仿真实验
图 6为盐水模拟脑出血的实验结果。其中，左图为模拟快速大量脑出血的4次重复性实验的相位差变化平均结果，曲线表明随着盐水注入量的增加，相位差变化值逐渐增大；右图为模拟缓慢少量脑出血的4次重复性实验的相位差变化平均结果，曲线表明随着盐水注入量的增加，相位差变化值也逐渐增大。对比左图和右图可以看出，注射速率越大，相位差的变化越快。模拟脑出血快速注入10 mL后相位差变化约为0.21°，缓慢注入4 mL后相位差变化约为0.08°。各实验结果曲线中局部存在小幅度的波动。
图6
盐水模拟脑出血实验结果
Figure6.
Experimental results of saline simulate cerebral hemorrhage
2.2 动物脑出血实验
兔子脑出血实验结果表明系统单次获取相位差的时间为0.030 4 s，实验过程中兔子心率保持稳定在300次/min左右，实验过程间隔1 min记录1次呼吸，共记录了5次呼吸频率，分别为65、78、67、86、64次/min。整个实验过程呼吸频率在60~90次/min之间波动，图 7显示了实验过程中不同时间点的局部相位差变化(6 s时间之内)情况，可见有明显、规律的波形出现，且在大的波形中又存在微小的波形变化，整个过程中观察到大的波形的变化频率在60~90次/min间变化，波形幅度大约为0.03°~0.035°。
图7
兔子脑出血实验监测结果
Figure7.
Monitoring result of rabbit cerebral hemorrhage experiment
图 8显示了注血过程中相位差的变化趋势图，可以看出相位差的变化不仅在局部存在小幅度的波动，波动幅度大约为0.035°，而且基线一直在向下漂移。这说明相位差的变化值随着注血量的增加在不断增大，变化过程存在拐点C，在开始注血后约410 s，即在已经注血约2.28 mL时，将趋势线明显分为两部分，前半部分相位差基线变化较慢，后半部分变化较快，注入血液体积1、2、3、4 mL时，测得的相位差变化值分别为0.02°、0.04°、0.125°、0.16°。
图8
兔子脑出血实验整个过程相位差变化趋势
Figure8.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
3 分析和讨论
3.1 盐水仿真实验
盐水仿真实验结果表明相位差变化值与注入盐水的体积成正比，结果与文献[8]研究一致。实验结果曲线存在小幅度的波动，理论认为只要相位差精度在0.01°就可以区分不同的人体组织[17]，因此其波动在可接受的范围内，波动除了软件鉴相精度的制约外，还可能由以下原因引起：信号源本身相位存在温度漂移；激励线圈和检测线圈未加以屏蔽，存在电磁干扰；蠕动泵注射盐水的速率不够稳定等。
3.2 兔子脑出血实验
系统获取单次相位差的时间为0.030 4 s，能够满足实时监测的要求；相位差鉴别的精度也能够满足实际监测的需要。因此，系统能够实时精确的监测出脑出血的进展情况。
图 9是对兔子脑出血引起的相位差变化结果作频谱分析，可以看出除了0 Hz附近有较高幅度值外，在频率为1~1.5 Hz间也存在一个波峰。
图9
兔子脑出血实验结果频谱分析
Figure9.
Result of frequency spectral analysis of rabbit cerebral hemorrhage experiment
图 10为相位差变化结果的分段短时傅里叶变换的结果。4幅图分别为开始段的频谱信息、靠近开始段的频谱信息、靠近末段的频谱信息、末端的频谱信息。从4幅图可以看出波峰从1.5 Hz开始，变化到1 Hz，说明随着注血量的增加，呼吸在逐渐减慢。其中在0 Hz附近有较大的幅值，可能是由于头部的微小移动造成的。
图10
兔子脑出血实验结果分段短时傅里叶变换图
Figure10.
Results of STFT of phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage experiment
从上面对全程相位差变化的傅里叶变换和短时傅里叶变换结果可以看出，实时监测过程中出现的有规律的波形频率与呼吸的频率近似相等，因此可以推断观测过程中的大波形变化是因呼吸作用引起，因为系统对被测目标的几何位置相当敏感，虽然对实验兔子进行了麻醉，但伴随兔子的呼吸，不可避免的会引起兔子头部的微小移动，从而造成相位差的变化，相位差变化的幅度与兔子的呼吸大小正相关，但可以通过滤波有效地消除呼吸对相位差变化结果的影响。
图 11显示了经过相邻100个数据点平均处理平滑后的整个实验过程的相位差变化趋势图，从该图可以比较直观地看出实验过程中消除呼吸影响后因注血引起的相位差变化情况。
图11
平滑处理后兔子脑出血实验相位差变化趋图
Figure11.
Phase shift changes of rabbit cerebral hemorrhage after being processed
图 12为兔子脑出血的MRI影像学验证，三张图片分别为兔脑注血0、0.7、2.1 mL的MRI图(白圈标注了脑出血区域)。
图12
兔子脑出血MRI验证
Figure12.
Brain MRI for one ACH rabbit
从图 11可以看出随着注血量的增加，相位差变化值逐渐增大，实验结果与理论描述一致。图中存在拐点C，前半部分变化慢，后半部分变化快。图 12可以看出随着注血量的增加，颅内的血块也在逐渐增大。文献[18]的理论指出：颅腔内容物由脑组织、脑脊液(cerebral spinal fluid, CSF)、脑血液(cerebral blood flow, CBF)三种成分组成，电导率：脑脊液＞脑血液＞脑组织，脑出血前期因脑脊液起代偿作用，电导率变化快；继而血液起代偿作用，变化稍慢，最后代偿作用消失，电导率变化更缓慢，因此相位差变化结果也应与电导率变化趋势一致。针对实验结果与理论分析不一致问题, 笔者分析认为脑出血是一个较为复杂的过程，它引起的电导率变化不仅由组成成分改变引起，还会因出血部位组织受挤压变性引起[19]，此外，我们的实验是通过人工诱导的急性脑出血，手术会导致颅内的自发出血，这与实际脑出血情况有较大差异，整个电导率的变化也更为复杂，因此存在这样的拐点C，与理论不一致，也是可能的。由于时间等因素的制约，实验的样本量太少，下一步需要更多的实验以验证实验结果与理论的差异，但无论其电导率如何变化，其趋势是明显的，我们的系统都能够实时精确的监测出这一变化趋势，从而实时监测出脑出血的进展情况。
4 总结
盐水模拟脑出血实验和动物脑出血实验结果表明, 所建立的脑出血磁感应检测系统确实有能力实时监测出脑出血的进展情况，且系统具有造价低，精度高，灵敏度高等优势，具有较好的应用前景。
为了进一步提高系统的监测性能，下一步将添加参考线圈或利用屏蔽材料对线圈进行屏蔽，消除电磁干扰；更换更高分辨率的数据采集卡，以获取更精确的相位差，文献[20]采用16位的采集卡，使鉴相精度达到0.001°；也可研究更佳的系统参数等。为了进一步优化兔子实验效果，下一步的研究中将增大兔子脑出血实验样本量，并研究对不同部位诱发脑出血的实验结果。
