凌宇秀，王銘陽(yáng)，紀(jì)凱偉，李士杰，席 強(qiáng)，郭 義，周 鵬，2*

(1.天津大學(xué)精密儀器與光電子工程學(xué)院，天津 300072；2.天津大學(xué)醫(yī)學(xué)工程與轉(zhuǎn)化醫(yī)學(xué)研究院，天津 300072；3.天津大學(xué)國(guó)際工程師學(xué)院，天津 300072；4.天津中醫(yī)藥大學(xué)針灸推拿學(xué)院，天津 301617)

脈象蘊(yùn)含著豐富的生理病理信息，明代徐春甫在《古今醫(yī)通》中強(qiáng)調(diào)“脈為醫(yī)之關(guān)鍵”。但在傳統(tǒng)脈診中，中醫(yī)所做診斷多依賴于主觀感受，缺乏客觀依據(jù)，這使中醫(yī)脈學(xué)的傳承與發(fā)展受到限制。為加快脈診客觀化與標(biāo)準(zhǔn)化進(jìn)程，科研工作者致力于研制脈象采集設(shè)備，目前已有諸多成果[1-4]。

傳感器作為脈象采集系統(tǒng)中的關(guān)鍵設(shè)備，其性能的優(yōu)劣會(huì)直接影響采集信號(hào)的質(zhì)量及信號(hào)后續(xù)處理結(jié)果，且對(duì)于接觸式傳感器，其采脈位置的選擇也會(huì)影響采集脈象信號(hào)的質(zhì)量，一般需要專業(yè)人士幫助使用，這限制了脈診設(shè)備的使用場(chǎng)景。氣壓傳感器將氣囊中由于脈搏壓力變化引起的氣體壓力變換轉(zhuǎn)換為電信號(hào)，作為非直接接觸人體的傳感器，使用更加便捷，目前有研究使用氣壓傳感器研制脈象采集設(shè)備，楊成[5]使用氣壓傳感器研制一款動(dòng)態(tài)采集脈象的系統(tǒng)，將氣壓脈搏波數(shù)據(jù)傳輸至電腦，能夠進(jìn)行簡(jiǎn)單脈象分析及分類。王寶寶[6]使用氣壓傳感器采集脈象信號(hào)，進(jìn)行處理分析后，能夠?qū)⑵鋽?shù)據(jù)應(yīng)用于人體亞健康檢測(cè)。但研究中并未證明氣壓脈搏波與壓力脈搏波的關(guān)系，且壓力脈搏波信號(hào)在氣體傳導(dǎo)過程中存在一定的特征損失，過小的氣壓范圍會(huì)造成信號(hào)失真，影響參數(shù)提取準(zhǔn)確性，因此需要觀測(cè)不同氣壓下脈搏波特征變化，尋找合理氣壓脈搏波分析范圍。

本文通過構(gòu)建脈搏波仿真模型與氣體傳導(dǎo)模型，仿真壓力脈搏波與氣壓脈搏波。根據(jù)仿真模型搭建基于氣體傳導(dǎo)的脈象采集實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)，利用氣壓傳感器與小型氣囊結(jié)構(gòu)，采集氣壓脈搏波；選用基于壓力傳感器的脈診儀采集壓力脈搏波。設(shè)計(jì)對(duì)比實(shí)驗(yàn)，比較設(shè)備采集結(jié)果，論證基于氣體傳導(dǎo)脈診設(shè)備的可行性。

1 脈搏波仿真模型

本文探索壓力脈搏波與氣壓脈搏波之間關(guān)系，在理論層面上建立壓力脈搏波與氣壓脈搏波的仿真模型來論述其關(guān)系，進(jìn)而論證基于氣體傳導(dǎo)的脈象采集設(shè)備的可行性。

本文采用等效電路模型建模，建立心血管系統(tǒng)相關(guān)等效電路模型時(shí)通過將流體網(wǎng)絡(luò)參數(shù)與電氣網(wǎng)絡(luò)參數(shù)進(jìn)行類比[7]，其對(duì)應(yīng)關(guān)系如表1 所示。

表1 流體網(wǎng)絡(luò)與電氣網(wǎng)絡(luò)各個(gè)參數(shù)之間的類比關(guān)系

脈搏波的形成依賴于心臟周期性收縮與舒張及動(dòng)脈血管管壁的動(dòng)態(tài)變化[8]。本文在雙彈性腔模型的理論基礎(chǔ)上從左心部位模型開始建立，耦合主動(dòng)脈系統(tǒng)、腹主動(dòng)脈及附屬動(dòng)脈系統(tǒng)、左上肢血管模型，獲得壓力脈搏波信號(hào)，即壓力傳感器設(shè)備采集信號(hào)，經(jīng)過氣體傳導(dǎo)模型，獲取氣壓脈搏波信號(hào)，即氣壓傳感器設(shè)備采集信號(hào)，建立的整體等效電路模型如圖1 所示。

圖1 整體等效電路模型

1.1 左心部位耦合動(dòng)脈系統(tǒng)電路模型

從血液循環(huán)理論得知，流入主動(dòng)脈的血液來源于左心室，經(jīng)過體循環(huán)回流到左心房。建立左心部位的等效電路模型，通過時(shí)變函數(shù)E(t)表示左心室的心肌彈性[9]:

式中:Ea(t)為左心室的主動(dòng)收縮彈性；Ep為左心室的被動(dòng)彈性(一般為常數(shù)參量)。

Ea(t)的計(jì)算公式如下[10]:

式中:A為歸一化系數(shù)；TCYCLE為心動(dòng)周期；Emax為Ea(t)的最大值。

左心室壓力PLV與左心室容積VLV的關(guān)系如下式:

式中:VD是左心室收縮末期無張力容積；V0是左心室舒張末期無張力容積。

左心部位耦合動(dòng)脈系統(tǒng)的等效電路模型[11]如圖1 所示，從生理解剖結(jié)構(gòu)考慮，橈動(dòng)脈的血流來源于主動(dòng)脈弓分支[12]，故構(gòu)建的左上肢動(dòng)脈模型耦合在主動(dòng)脈弓處，其包括左鎖骨下動(dòng)脈至肱動(dòng)脈段、橈動(dòng)脈段及外周血管床[13]。DM、DA分別表示二尖瓣與主動(dòng)脈瓣，通過二極管的通斷來表征二尖瓣與主動(dòng)脈瓣的打開與關(guān)閉。PR是左心房壓力，PAO是主動(dòng)脈弓段壓力，PBA是肱動(dòng)脈壓力，PRA是橈動(dòng)脈壓力。QAO為主動(dòng)脈弓段的血流量，QBA為肱動(dòng)脈段的血流量，QRA為橈動(dòng)脈段的血流量。RS是掌指部分的外周阻力。

根據(jù)節(jié)點(diǎn)電流法得到模型的狀態(tài)方程即式(5)～式(11)，等效電路模型中其他參數(shù)的物理意義與常見取值范圍[14]見表2。

表2 左心部位耦合動(dòng)脈系統(tǒng)電路參數(shù)及取值

1.2 氣體傳導(dǎo)模型

基于氣體傳導(dǎo)的脈象采集設(shè)備通過氣囊結(jié)構(gòu)將脈搏波的壓力信號(hào)轉(zhuǎn)換為氣囊中氣體壓強(qiáng)變化，通過氣壓傳感器將其轉(zhuǎn)換為電信號(hào)。這個(gè)過程中，根據(jù)帕斯卡定律:密閉液體(氣體)能夠把它的某一處所受到的外加壓強(qiáng)，大小不變地向各個(gè)方向傳遞。由此，構(gòu)建的氣體傳導(dǎo)的等效電路模型如圖1 右下角所示。其中R1、C1為氣囊的參數(shù)，代表氣囊的壓強(qiáng)轉(zhuǎn)換與氣體的濾波作用，R2為氣壓傳感器的等效阻抗，P1是經(jīng)過氣體傳導(dǎo)后的脈搏波壓力。

根據(jù)該模型圖，氣體傳導(dǎo)模型的公式如下所示:

1.3 脈搏波仿真對(duì)比

仿真的壓力脈搏波與氣壓脈搏波結(jié)果如圖2 所示，仿真的壓力脈搏波能夠觀測(cè)到明顯的主波峰、重搏前波及重搏波。仿真氣壓脈搏波的幅值雖遠(yuǎn)小于壓力脈搏波，但氣壓脈搏波的各個(gè)波峰信號(hào)依舊明顯。使用SPSS 軟件計(jì)算的仿真的壓力脈搏波與氣壓脈搏波的Pearson 相關(guān)系數(shù)為0.937，證明氣壓脈搏波與壓力脈搏波具有顯著相關(guān)性。

圖2 壓力脈搏波與氣壓脈搏波的仿真波形

2 實(shí)驗(yàn)及數(shù)據(jù)處理

2.1 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)搭建

本文仿真結(jié)果從理論上驗(yàn)證了氣壓脈搏波與壓力脈搏波具有顯著相關(guān)性，由此根據(jù)仿真模型，搭建使用氣壓傳感器進(jìn)行脈象采集的實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)，并利用基于壓力傳感器的脈診儀，分別采集氣壓脈搏波與壓力脈搏波，對(duì)比實(shí)際采集波形的關(guān)系。

本文搭建使用XGZP 型壓阻式氣壓傳感器[15]的氣壓脈搏波采集系統(tǒng)，采用腕帶結(jié)構(gòu)，將氣囊組合在腕帶中，氣囊設(shè)計(jì)成小型結(jié)構(gòu)，寬度大致為成人手指寬度20 mm 左右，只采集單部信息，避免混淆寸關(guān)尺三部脈象信號(hào)，使用STM32F103 作為主控芯片，控制加減壓過程及數(shù)據(jù)傳輸。由于氣壓脈搏波的幅度較小，分辨率需要更加精準(zhǔn)，STM32F1 系列ADC 精度為12 位，精度較低，搭建系統(tǒng)選擇具有16位精度的AD7705 芯片進(jìn)行數(shù)據(jù)模數(shù)轉(zhuǎn)換，通過SPI通信協(xié)議將轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)傳輸給單片機(jī)，系統(tǒng)框圖如圖3所示。本實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)采集模式為快速加壓后慢速減壓，系統(tǒng)程序控制流程如圖4 所示。本文使用天中依脈公司的脈診儀(注冊(cè)證編號(hào):津械注準(zhǔn)20192200197)采集壓力脈搏波信號(hào)。

圖3 基于氣壓傳感器的脈象采集系統(tǒng)框圖

圖4 基于氣壓傳感器的脈象采集系統(tǒng)程序控制流程圖

2.2 實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)

實(shí)驗(yàn)對(duì)象為20～30 歲健康被試共20 人，男女各10 人。

實(shí)驗(yàn)采集步驟為:①被試人員坐于座椅上，處于靜息狀態(tài)，使左手腕部與心臟持平；②使用本文搭建的基于氣壓傳感器的實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)采集左手關(guān)部氣壓脈搏波，根據(jù)控制程序采集氣壓脈搏波信號(hào)；③采集完成后，被試人員休息2 min，恢復(fù)靜息狀態(tài)；④使用天中依脈公司的脈診儀采集左手關(guān)部脈象信息，采集減壓過程中壓力脈搏波信號(hào)。設(shè)備采集位置如圖5所示。

圖5 設(shè)備采集位置

2.3 數(shù)據(jù)處理算法設(shè)計(jì)

脈搏波波形如圖6 所示，由升支與降支組成。升支形成原因是心臟快速射血使得主動(dòng)脈根部血液快速充盈，構(gòu)成脈圖上的主波即C點(diǎn)，h1為其高度。降支開始于心臟慢速射血期，主動(dòng)脈內(nèi)血容量逐漸減少。在降支中，由于血管網(wǎng)絡(luò)中反射波的作用，形成脈搏波的重搏前波即E點(diǎn)，其對(duì)應(yīng)高度為h3；當(dāng)心臟進(jìn)入舒張期時(shí)，由于心臟內(nèi)壓力急劇下降，主動(dòng)脈血液向心臟回流，使得流向末端的血流量減少，形成脈搏波中的降中峽即F點(diǎn)，其幅值為h4，對(duì)應(yīng)時(shí)間為心臟收縮期時(shí)間t4；由于主動(dòng)脈瓣的關(guān)閉，使得回流血液重新返回主動(dòng)脈中，使管內(nèi)血容量回升，流向末端血容量也增加，形成重搏波即G點(diǎn)，幅度為h5。此后，主動(dòng)脈逐漸恢復(fù)到初始狀態(tài)，等待下一次心跳周期。

圖6 脈搏波時(shí)域特征

數(shù)據(jù)處理過程以對(duì)氣壓脈搏波的處理為例，實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)快速加壓至190 mmHg 后進(jìn)入慢速減壓階段，減壓至50 mmHg 后快速放氣，加減壓過程中采集信號(hào)如圖7(a)所示。提取減壓過程的信號(hào)，使用巴特沃斯濾波器濾除20 Hz 以上高頻噪聲，尋找信號(hào)中的各個(gè)周期起點(diǎn)，使用三次樣條插值法[16]根據(jù)各周期起點(diǎn)擬合出偏移基線，如圖7(b)所示。氣壓脈搏波減壓數(shù)據(jù)進(jìn)行基線糾漂后曲線如圖7(c)所示，通過判斷各周期中極大值點(diǎn)，找到各周期主波峰點(diǎn)，判斷出主波波峰幅值最大處，即為最佳取脈壓力，提取最佳取脈壓力附近10 s 左右數(shù)據(jù)，根據(jù)極值法與閾值法進(jìn)行脈搏波時(shí)域特征點(diǎn)識(shí)別，結(jié)果如圖7(d)所示，為了便于觀察脈搏波波形特征，只顯示2 s 左右數(shù)據(jù)。

圖7 脈象特征提取過程

3 結(jié)果分析

3.1 實(shí)驗(yàn)結(jié)果對(duì)比

將壓力脈搏波數(shù)據(jù)計(jì)算結(jié)果進(jìn)行單位換算，去除量綱影響后，對(duì)壓力脈搏波與氣壓脈搏波最佳取脈壓力附近的脈搏波數(shù)據(jù)進(jìn)行周期分割，計(jì)算其平均周期，并獲取其時(shí)域特征點(diǎn)，結(jié)果如圖8 所示，圖中所標(biāo)注的特征點(diǎn)從左至右依次為周期起點(diǎn)、主波峰點(diǎn)、重搏前波、降中峽以及重搏波，對(duì)于高度參數(shù)，壓力脈搏波均高于氣壓脈搏波，說明在實(shí)際應(yīng)用場(chǎng)景下，脈搏波在氣壓傳導(dǎo)過程中存在信號(hào)損失，但氣壓脈搏波仍能檢測(cè)到脈搏波的各個(gè)特征點(diǎn)，同時(shí)能夠保證時(shí)間相關(guān)特征值的準(zhǔn)確性。

圖8 壓力脈搏波與氣壓脈搏波平均周期

計(jì)算20 名被試的氣壓脈搏波與壓力脈搏波的Pearson 相關(guān)系數(shù)，如表3 所示，結(jié)果表明每個(gè)人的氣壓脈搏波與壓力脈搏波均具有顯著相關(guān)性。

計(jì)算20 名被試最佳取脈壓力下的平均周期及其時(shí)域特征值均值，如圖9 所示。圖9(a)高度特征值的對(duì)比結(jié)果表明氣壓脈搏波由于氣體傳導(dǎo)導(dǎo)致高頻信號(hào)衰減，使得高度值遠(yuǎn)低于壓力脈搏波；根據(jù)圖9(b)時(shí)間特征值的對(duì)比結(jié)果，說明氣壓脈搏波與壓力脈搏波信號(hào)的時(shí)間參數(shù)均有較好的一致性，此結(jié)果可以論證基于氣壓脈搏波的脈診設(shè)備可行性。

圖9 壓力脈搏波與氣壓脈搏波時(shí)域特征值對(duì)比

3.2 不同氣壓下脈搏波分析

通過氣體傳導(dǎo)后的波形會(huì)有一定的損失，利用本文實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)采集不同氣壓下脈搏波數(shù)據(jù)進(jìn)行分析，氣壓分為90 mmHg～100 mmHg，80 mmHg～90 mmHg，70 mmHg～80 mmHg，60 mmHg～70 mmHg，50 mmHg～60 mmHg，40 mmHg～50 mmHg，對(duì)各個(gè)氣壓段下脈搏波數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波、基線糾漂、周期分割等處理，得到不同壓力下的平均周期數(shù)據(jù)，如圖10 中實(shí)線所示。當(dāng)氣囊中氣壓位于40 mmHg～50 mmHg 范圍時(shí)，由于氣囊中壓強(qiáng)低，導(dǎo)致壓力脈搏波經(jīng)過氣體傳導(dǎo)后的信號(hào)損失較多，氣壓脈搏波信號(hào)波形中無法顯現(xiàn)明顯的重搏前波。在分析脈搏波特征值時(shí)，將不會(huì)考慮低于50 mmHg 氣壓以下采集的氣壓脈搏波，以提高氣壓脈搏波特征值分析的準(zhǔn)確性。

圖10 不同氣壓下脈搏波

4 總結(jié)

本文通過模型仿真脈搏波驗(yàn)證了氣壓脈搏波與壓力脈搏波具有顯著相關(guān)性，從理論層面論證了基于氣壓脈搏波的脈象采集設(shè)備可行性，由此搭建基于氣壓傳感器的脈象采集設(shè)備采集氣壓脈搏波，設(shè)計(jì)實(shí)驗(yàn)，利用設(shè)備分別采集氣壓脈搏波與壓力脈搏波。使用本文搭建系統(tǒng)與脈診儀設(shè)備采集結(jié)果進(jìn)行對(duì)比，20名被試的氣壓脈搏波與壓力脈搏波Pearson 相關(guān)系數(shù)均值為0.970±0.012，證明脈搏波波形無顯著性差異，在最佳取脈壓力下脈搏波均具有較為明顯的時(shí)域特征值，從實(shí)際層面論證設(shè)備可行性。通過本文搭建系統(tǒng)采集不同氣壓下的脈搏波并進(jìn)行比較，得出50 mmHg 氣壓以下采集的脈搏波波形質(zhì)量較差，計(jì)算時(shí)進(jìn)行截除以提高特征點(diǎn)分析準(zhǔn)確性?；跉鈮簜鞲衅鞯拿}診設(shè)備操作簡(jiǎn)單，采集到的脈搏波信號(hào)良好，且時(shí)間相關(guān)特征值能夠進(jìn)行生理信號(hào)分析，例如計(jì)算脈率、脈率變異性等，使其可以作為便攜式脈診儀設(shè)備的脈象傳感器。未來的進(jìn)一步工作是結(jié)合疾病對(duì)氣壓脈搏波數(shù)據(jù)開展更深入的研究。