王子民，林向萌，劉振丙，席樂樂，伍錫如，3

（1.桂林電子科技大學(xué)，廣西 桂林 541004；2.廣西自動(dòng)檢測(cè)技術(shù)與儀器重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，廣西 桂林 541004；3.廣西信息科學(xué)實(shí)驗(yàn)中心，廣西 桂林 541004）

0 引 言

心臟是人體的重要器官，其工作正常與否是評(píng)價(jià)人體狀況的重要指標(biāo)。近年來，心血管類疾病已經(jīng)嚴(yán)重威脅到人類的生命健康。截止2017年，心血管疾病患者總?cè)藬?shù)接近3億，每年大約有350萬人死于心血管類疾病，占人口總死亡率的[1]41%。心沖擊圖（Ballistocardiogram，BCG）是一種記錄心臟泵血引起身體震動(dòng)的方法，是心臟監(jiān)測(cè)方法之一，主要由血液循環(huán)過程中人體重力變化引起。相對(duì)于現(xiàn)有的心血管檢測(cè)手段，心沖擊圖信號(hào)檢測(cè)具有無創(chuàng)性、無接觸式、檢測(cè)方便等優(yōu)勢(shì)。

早在一百多年前，人們就注意到隨著心臟的跳動(dòng)，身體會(huì)出現(xiàn)有節(jié)奏的微小震動(dòng)，這是人們最初對(duì)BCG信號(hào)的認(rèn)識(shí)。隨著醫(yī)學(xué)的進(jìn)步與科技的發(fā)展，由于BCG檢測(cè)無需專業(yè)的醫(yī)護(hù)人員，不必向人體貼附電極即可無感覺獲取體震信號(hào)，近年來越來越受到相關(guān)人員的關(guān)注。

本文采用自行設(shè)計(jì)的壓電薄膜心沖擊圖信號(hào)采集系統(tǒng)，采集了20位健康成年人運(yùn)動(dòng)前與運(yùn)動(dòng)后的心沖擊圖信號(hào)和脈搏信號(hào)，通過特征提取和信號(hào)分析，對(duì)其心動(dòng)周期的時(shí)間間隔進(jìn)行對(duì)比性分析，對(duì)不同信號(hào)和狀態(tài)下的波形圖做相關(guān)性分析。

1 心沖擊圖檢測(cè)裝置設(shè)計(jì)

左心室泵血會(huì)使身體產(chǎn)生由頭到腳再由腳到頭方向的微小震動(dòng)，作用于身體緊密接觸的支撐物體使其受力發(fā)生變化，因此在支撐物體的縱軸上加裝合適的傳感器就可以測(cè)得這種體震，即BCG信號(hào)[2]?；谶@一原理，本文設(shè)計(jì)了壓電薄膜心沖擊圖信號(hào)采集系統(tǒng)。圖1所示為標(biāo)準(zhǔn)的心沖擊圖模型。

圖1 標(biāo)準(zhǔn)心沖擊圖信號(hào)模型

圖2所示為該信號(hào)采集系統(tǒng)的實(shí)物圖，將壓電薄膜加裝在普通坐椅上，測(cè)試時(shí)人可以直接坐在坐椅上，根據(jù)人體與壓電薄膜緊密接觸時(shí)的受力情況，壓電薄膜傳感器可以將人體重力學(xué)微小的變化轉(zhuǎn)換成電荷信號(hào)，經(jīng)過電荷放大電路使之變?yōu)殡娦盘?hào)。

隨后經(jīng)過前置放大電路、低通濾波電路、放大電路、陷波電路等處理后，利用數(shù)據(jù)采集卡采集信號(hào)，并傳送到上位機(jī)進(jìn)行信號(hào)圖像的實(shí)時(shí)顯示。圖3所示為系統(tǒng)的總體框圖。

圖3 系統(tǒng)總體框圖

2 壓電薄膜傳感器的選擇

通常心沖擊信號(hào)采集系統(tǒng)使用的傳感器為電阻應(yīng)變式傳感器（也稱壓電傳感器）和多普勒效應(yīng)傳感器等，但由于其系統(tǒng)復(fù)雜，人體耦合性差，精密度不高，攜帶不便等因素的影響，本文選擇一種新興的高分子材料聚偏氟乙烯（PVDF）壓電薄膜作為信號(hào)傳感器，如圖4所示。

圖4 壓電薄膜傳感器

壓電薄膜是一種具有良好彎曲性的傳感器，可以針對(duì)各種測(cè)量需要設(shè)計(jì)成所需造型。如果在其物理表面上施加一定的外力，就會(huì)產(chǎn)生與該表面應(yīng)變相對(duì)應(yīng)比例的電荷。與傳統(tǒng)的壓電材料相比具有壓電常數(shù)大，薄膜輕便且韌性好，力電轉(zhuǎn)換靈敏度高，機(jī)械品質(zhì)因數(shù)低、阻尼小等優(yōu)點(diǎn)[3]，滿足心沖擊信號(hào)的頻率特性測(cè)量要求。因此，理論上的PVDF壓電薄膜能檢測(cè)微弱低頻的心沖擊信號(hào)。

當(dāng)PVDF膜被施加外力后，其上下表面會(huì)產(chǎn)生大小相同、極性相反的等比例電荷，中間為絕緣體的電容器。外界電場(chǎng)強(qiáng)度、薄膜上承受的外力、薄膜表面產(chǎn)生電荷之間的關(guān)系可用壓電效應(yīng)方程表示，該方程的表達(dá)式為：

式中：D 是面電荷密度矩陣，D=（DX，DY，DZ）T；d 是壓電應(yīng)變常數(shù)矩陣；T是應(yīng)力；εT是介電常數(shù)的轉(zhuǎn)置矩陣；E是電場(chǎng)強(qiáng)度。沒有外部施加電場(chǎng)時(shí)，式（1）可簡(jiǎn)化為：

式中，d為壓電常數(shù)矩陣，其極化方向?yàn)閆軸，可用下式表達(dá)：

式中，dij=（i=1，2，3；j=1，2，…，6）是壓電常數(shù)，i和 j分別表示極化方向和受力方向，如圖5所示。

圖5 壓電薄膜傳感器應(yīng)變示意圖

根據(jù)式（1）和式（3）可知：

由于壓電薄膜表面上承受了巨大的外力，并且其厚度也遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于表面積，所以式（4）可簡(jiǎn)化為：

PVDF壓電薄膜所產(chǎn)生的電荷為：

式中S為壓電薄膜的表面尺寸[4]。式（6）表明，對(duì)壓電薄膜施加外力時(shí)，其表面產(chǎn)生的電荷量與受力成線性關(guān)系，其本質(zhì)是一種換能器件，可把施加的外力轉(zhuǎn)化為輸出電量。

系統(tǒng)采用的壓電薄膜厚度為35 μm，所需面積為5 cm×1 cm。在壓電薄膜基底上光刻出銅制柵線制作引出端，接在測(cè)量電路一側(cè)，薄膜則貼附于測(cè)量椅上。

3 心沖擊信號(hào)采集電路的設(shè)計(jì)

BCG信號(hào)作為一種人體生物信號(hào)，具有頻率低、噪聲強(qiáng)度大、易受工頻干擾、肌電信號(hào)干擾較大等不利因素[5]。綜合以上因素，設(shè)計(jì)該電路。其中電荷靈敏放大電路是該系統(tǒng)的關(guān)鍵所在，其主要功能是將電荷源正比例轉(zhuǎn)換為電壓源。壓電薄膜受力與輸出電荷之間的關(guān)系可表示為：

式中：d33是壓電應(yīng)變常數(shù)，單位為N；M為受試者體重，單位為C/N。電荷靈敏放大電路如圖6所示。

圖6 電荷靈敏放大電路圖

電荷放大電路輸出電壓Usc為：

式中Cf是反饋電容。為避免在充電一段時(shí)間后運(yùn)放達(dá)到飽和，在其兩端并聯(lián)Rf，從而取得直流負(fù)反饋，提高電路的穩(wěn)定性。實(shí)際電路中，Cf值取為100 nF，可以有效提高電荷靈敏度；Rf值取為100 M?，提供直流反饋，減小零點(diǎn)漂移[6]。本文選擇AD公司設(shè)計(jì)生產(chǎn)的OP27作為前置電路放大器，設(shè)置放大倍數(shù)為100，減少共模干擾向差模干擾轉(zhuǎn)化。

放大后的信號(hào)經(jīng)過低通濾波器濾除信號(hào)中的高頻成分。選擇NS公司設(shè)計(jì)生產(chǎn)的芯片LM358。通過計(jì)算，截止頻率設(shè)為30 Hz，隨后經(jīng)過時(shí)間常數(shù)電路，等待信號(hào)穩(wěn)定。工頻是心沖擊信號(hào)最主要也是最常見的干擾源，采用截止頻率為50 Hz的雙T型陷波器做進(jìn)一步的濾除干擾，此后經(jīng)過電壓跟隨，采集卡采集，在PC端進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示。

4 脈搏信號(hào)測(cè)量電路

脈搏信號(hào)屬于主動(dòng)脈信號(hào)，信號(hào)幅度一般為毫伏級(jí)，人體脈搏能量主要分布在2～20 Hz之間，幾乎全部集中在10 Hz以下，而且具有多樣性[7]，不同的人脈象不同，因此非常容易產(chǎn)生干擾。針對(duì)脈搏信號(hào)的特點(diǎn)，設(shè)計(jì)的電路包括前置放大器、帶通濾波器、主放大器、50 Hz工頻陷波器、A/D轉(zhuǎn)換電路等。選用的信號(hào)放大倍數(shù)為100，通帶截止頻率為40 Hz，整體電路由5 V充電電池供電。脈搏傳感器如圖7所示。

圖7 脈搏傳感器

5 實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)與結(jié)果分析

5.1 初步實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)與信號(hào)波形

組合連接多級(jí)運(yùn)算放大電路及濾波器，使其成為一個(gè)整體，設(shè)計(jì)實(shí)驗(yàn)對(duì)本文采集系統(tǒng)進(jìn)行測(cè)試。本文采集了20位健康人的數(shù)據(jù)（10位男性，10位女性）。在實(shí)驗(yàn)過程中，受試者保持均勻呼吸、坐姿端正的狀態(tài)，待呼吸平穩(wěn)后，同時(shí)采集3 min的心沖擊信號(hào)（BCG）與脈搏信號(hào)（MB）數(shù)據(jù)。隨后，受試者進(jìn)行10 min劇烈運(yùn)動(dòng)后，對(duì)其再次采集信號(hào)數(shù)據(jù)，通過采集卡傳送到上位機(jī)進(jìn)行實(shí)時(shí)顯示。圖8和圖9分別為一名女性受試者運(yùn)動(dòng)前后截取的部分帶有呼吸趨勢(shì)的BCG信號(hào)與脈搏信號(hào)。

圖8 運(yùn)動(dòng)前波形示意圖

5.2 心動(dòng)周期的結(jié)果比較

對(duì)20位受測(cè)者的心沖擊信號(hào)與脈搏信號(hào)進(jìn)行分析，心沖擊圖的心率通過兩波峰之間的JJ間期獲得，脈搏信號(hào)由心臟收縮舒張時(shí)兩波峰之間的BB間期獲得。

圖9 運(yùn)動(dòng)后波形示意圖

圖9中BCG信號(hào)的HIJK峰清晰可見，即運(yùn)動(dòng)后心臟泵血增強(qiáng)，心跳加快，信號(hào)強(qiáng)度增強(qiáng)，系統(tǒng)采集信號(hào)的可重復(fù)性較好，說明系統(tǒng)的魯棒性較強(qiáng)。BCG與脈搏信號(hào)均與心臟的機(jī)械動(dòng)力密切相關(guān)，二者的波形走勢(shì)相近。隨機(jī)選取6人數(shù)據(jù)進(jìn)行分析（3名男性，3名女性），結(jié)果詳見表1與表2所列。

表1 運(yùn)動(dòng)前后BCG特性信號(hào)分析

表2 運(yùn)動(dòng)前后脈搏特性信號(hào)分析

5.3 心沖擊圖與脈搏信號(hào)的實(shí)驗(yàn)關(guān)系

心沖擊信號(hào)與脈搏信號(hào)之間存在著本質(zhì)聯(lián)系，脈搏的每次跳動(dòng)都會(huì)帶動(dòng)心沖擊信號(hào)的微小震動(dòng)。可以利用心沖擊信號(hào)的J波增大脈搏本身的信息量，也可利用脈搏波增加心沖擊信號(hào)的信息量[8]。從圖9中可以明顯看出BCG信號(hào)的IJK峰，心沖擊波形中的J波與脈搏的波峰與波谷之間存在一定的延時(shí)。根據(jù)心沖擊信號(hào)的J波，可將脈搏劃分為一個(gè)個(gè)周期，在一個(gè)周期內(nèi)確定波峰與波谷的范圍，也可根據(jù)它們之間的延時(shí)關(guān)系，進(jìn)一步確定波峰與波谷的范圍。其延時(shí)關(guān)系與不同受試者的個(gè)體差異有顯著聯(lián)系。

通過對(duì)運(yùn)動(dòng)前后的波形對(duì)比分析，可以發(fā)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)后的波形較運(yùn)動(dòng)前幅值增強(qiáng)，頻率加快，心動(dòng)周期加大。通過兩種波形的數(shù)據(jù)，利用下式對(duì)運(yùn)動(dòng)前后平均心動(dòng)周期時(shí)間間隔求解相關(guān)系數(shù)[9]：

式中：x（n），y（n）分別為兩種信號(hào)序列；n為信號(hào)采樣點(diǎn)的個(gè)數(shù)；ρ表示相關(guān)系數(shù)。其取值范圍為[-1，1]，相關(guān)系數(shù)的絕對(duì)值越大，表明兩個(gè)信號(hào)相似度越大。

由運(yùn)動(dòng)前兩種信號(hào)得到的心跳相關(guān)系數(shù)為0.979，運(yùn)動(dòng)后為0.978，表明兩種信號(hào)相關(guān)性強(qiáng)，該采集系統(tǒng)穩(wěn)定性較好，魯棒性強(qiáng)。

6 結(jié) 語

本文設(shè)計(jì)了一種基于壓電薄膜的心沖擊圖信號(hào)采集系統(tǒng)。經(jīng)測(cè)試，該系統(tǒng)可以準(zhǔn)確采集人體的BCG信號(hào)，并通過上位機(jī)實(shí)時(shí)顯示。通過進(jìn)一步分析處理，證明了該系統(tǒng)的穩(wěn)定性。心沖擊信號(hào)和脈搏信號(hào)之間存在本質(zhì)聯(lián)系。壓電薄膜具有膜輕且柔韌，與人體阻抗可較大程度耦合，靈敏度高，能夠緊貼皮膚等一些傳統(tǒng)傳感器無法替代的優(yōu)點(diǎn)[10]。與PC接口相連，可儲(chǔ)存測(cè)得的生理信號(hào)，以便為今后的病理檢測(cè)提供依據(jù)。下一步將對(duì)采集到的信號(hào)做進(jìn)一步的分析處理，并結(jié)合臨床病例，探討其更深層的生理及病理意義。