凌宇秀，王銘陽，紀凱偉，李士杰，席 強，郭 義，周 鵬，2*

(1.天津大學精密儀器與光電子工程學院，天津 300072；2.天津大學醫(yī)學工程與轉化醫(yī)學研究院，天津 300072；3.天津大學國際工程師學院，天津 300072；4.天津中醫(yī)藥大學針灸推拿學院，天津 301617)

脈象蘊含著豐富的生理病理信息，明代徐春甫在《古今醫(yī)通》中強調“脈為醫(yī)之關鍵”。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，這使中醫(yī)脈學的傳承與發(fā)展受到限制。為加快脈診客觀化與標準化進程，科研工作者致力于研制脈象采集設備，目前已有諸多成果[1-4]。

傳感器作為脈象采集系統(tǒng)中的關鍵設備，其性能的優(yōu)劣會直接影響采集信號的質量及信號后續(xù)處理結果，且對于接觸式傳感器，其采脈位置的選擇也會影響采集脈象信號的質量，一般需要專業(yè)人士幫助使用，這限制了脈診設備的使用場景。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換為電信號，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備，楊成[5]使用氣壓傳感器研制一款動態(tài)采集脈象的系統(tǒng)，將氣壓脈搏波數據傳輸至電腦，能夠進行簡單脈象分析及分類。王寶寶[6]使用氣壓傳感器采集脈象信號，進行處理分析后，能夠將其數據應用于人體亞健康檢測。但研究中并未證明氣壓脈搏波與壓力脈搏波的關系，且壓力脈搏波信號在氣體傳導過程中存在一定的特征損失，過小的氣壓范圍會造成信號失真，影響參數提取準確性，因此需要觀測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。

本文通過構建脈搏波仿真模型與氣體傳導模型，仿真壓力脈搏波與氣壓脈搏波。根據仿真模型搭建基于氣體傳導的脈象采集實驗系統(tǒng)，利用氣壓傳感器與小型氣囊結構，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。設計對比實驗，比較設備采集結果，論證基于氣體傳導脈診設備的可行性。

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系，進而論證基于氣體傳導的脈象采集設備的可行性。

本文采用等效電路模型建模，建立心血管系統(tǒng)相關等效電路模型時通過將流體網絡參數與電氣網絡參數進行類比[7]，其對應關系如表1 所示。

表1 流體網絡與電氣網絡各個參數之間的類比關系

脈搏波的形成依賴于心臟周期性收縮與舒張及動脈血管管壁的動態(tài)變化[8]。本文在雙彈性腔模型的理論基礎上從左心部位模型開始建立，耦合主動脈系統(tǒng)、腹主動脈及附屬動脈系統(tǒng)、左上肢血管模型，獲得壓力脈搏波信號，即壓力傳感器設備采集信號，經過氣體傳導模型，獲取氣壓脈搏波信號，即氣壓傳感器設備采集信號，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 左心部位耦合動脈系統(tǒng)電路模型

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

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

Ea(t)的計算公式如下[10]:

式中:A為歸一化系數；TCYCLE為心動周期；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。

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

根據節(jié)點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 左心部位耦合動脈系統(tǒng)電路參數及取值

1.2 氣體傳導模型

基于氣體傳導的脈象采集設備通過氣囊結構將脈搏波的壓力信號轉換為氣囊中氣體壓強變化，通過氣壓傳感器將其轉換為電信號。這個過程中，根據帕斯卡定律:密閉液體(氣體)能夠把它的某一處所受到的外加壓強，大小不變地向各個方向傳遞。由此，構建的氣體傳導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，代表氣囊的壓強轉換與氣體的濾波作用，R2為氣壓傳感器的等效阻抗，P1是經過氣體傳導后的脈搏波壓力。

根據該模型圖，氣體傳導模型的公式如下所示:

1.3 脈搏波仿真對比

仿真的壓力脈搏波與氣壓脈搏波結果如圖2 所示，仿真的壓力脈搏波能夠觀測到明顯的主波峰、重搏前波及重搏波。仿真氣壓脈搏波的幅值雖遠小于壓力脈搏波，但氣壓脈搏波的各個波峰信號依舊明顯。使用SPSS 軟件計算的仿真的壓力脈搏波與氣壓脈搏波的Pearson 相關系數為0.937，證明氣壓脈搏波與壓力脈搏波具有顯著相關性。

圖2 壓力脈搏波與氣壓脈搏波的仿真波形

2 實驗及數據處理

2.1 實驗系統(tǒng)搭建

本文仿真結果從理論上驗證了氣壓脈搏波與壓力脈搏波具有顯著相關性，由此根據仿真模型，搭建使用氣壓傳感器進行脈象采集的實驗系統(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，對比實際采集波形的關系。

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)，采用腕帶結構，將氣囊組合在腕帶中，氣囊設計成小型結構，寬度大致為成人手指寬度20 mm 左右，只采集單部信息，避免混淆寸關尺三部脈象信號，使用STM32F103 作為主控芯片，控制加減壓過程及數據傳輸。由于氣壓脈搏波的幅度較小，分辨率需要更加精準，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 芯片進行數據模數轉換，通過SPI通信協(xié)議將轉換數據傳輸給單片機，系統(tǒng)框圖如圖3所示。本實驗系統(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(注冊證編號:津械注準20192200197)采集壓力脈搏波信號。

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 實驗設計

實驗對象為20～30 歲健康被試共20 人，男女各10 人。

實驗采集步驟為: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驗系統(tǒng)采集左手關部氣壓脈搏波，根據控制程序采集氣壓脈搏波信號；③采集完成后，被試人員休息2 min，恢復靜息狀態(tài)；④使用天中依脈公司的脈診儀采集左手關部脈象信息，采集減壓過程中壓力脈搏波信號。設備采集位置如圖5所示。

圖5 設備采集位置

2.3 數據處理算法設計

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脈根部血液快速充盈，構成脈圖上的主波即C點，h1為其高度。降支開始于心臟慢速射血期，主動脈內血容量逐漸減少。在降支中，由于血管網絡中反射波的作用，形成脈搏波的重搏前波即E點，其對應高度為h3；當心臟進入舒張期時，由于心臟內壓力急劇下降，主動脈血液向心臟回流，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，其幅值為h4，對應時間為心臟收縮期時間t4；由于主動脈瓣的關閉，使得回流血液重新返回主動脈中，使管內血容量回升，流向末端血容量也增加，形成重搏波即G點，幅度為h5。此后，主動脈逐漸恢復到初始狀態(tài)，等待下一次心跳周期。

圖6 脈搏波時域特征

數據處理過程以對氣壓脈搏波的處理為例，實驗系統(tǒng)快速加壓至190 mmHg 后進入慢速減壓階段，減壓至50 mmHg 后快速放氣，加減壓過程中采集信號如圖7(a)所示。提取減壓過程的信號，使用巴特沃斯濾波器濾除20 Hz 以上高頻噪聲，尋找信號中的各個周期起點，使用三次樣條插值法[16]根據各周期起點擬合出偏移基線，如圖7(b)所示。氣壓脈搏波減壓數據進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，找到各周期主波峰點，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 左右數據，根據極值法與閾值法進行脈搏波時域特征點識別，結果如圖7(d)所示，為了便于觀察脈搏波波形特征，只顯示2 s 左右數據。

圖7 脈象特征提取過程

3 結果分析

3.1 實驗結果對比

將壓力脈搏波數據計算結果進行單位換算，去除量綱影響后，對壓力脈搏波與氣壓脈搏波最佳取脈壓力附近的脈搏波數據進行周期分割，計算其平均周期，并獲取其時域特征點，結果如圖8 所示，圖中所標注的特征點從左至右依次為周期起點、主波峰點、重搏前波、降中峽以及重搏波，對于高度參數，壓力脈搏波均高于氣壓脈搏波，說明在實際應用場景下，脈搏波在氣壓傳導過程中存在信號損失，但氣壓脈搏波仍能檢測到脈搏波的各個特征點，同時能夠保證時間相關特征值的準確性。

圖8 壓力脈搏波與氣壓脈搏波平均周期

計算20 名被試的氣壓脈搏波與壓力脈搏波的Pearson 相關系數，如表3 所示，結果表明每個人的氣壓脈搏波與壓力脈搏波均具有顯著相關性。

計算20 名被試最佳取脈壓力下的平均周期及其時域特征值均值，如圖9 所示。圖9(a)高度特征值的對比結果表明氣壓脈搏波由于氣體傳導導致高頻信號衰減，使得高度值遠低于壓力脈搏波；根據圖9(b)時間特征值的對比結果，說明氣壓脈搏波與壓力脈搏波信號的時間參數均有較好的一致性，此結果可以論證基于氣壓脈搏波的脈診設備可行性。

圖9 壓力脈搏波與氣壓脈搏波時域特征值對比

3.2 不同氣壓下脈搏波分析

通過氣體傳導后的波形會有一定的損失，利用本文實驗系統(tǒng)采集不同氣壓下脈搏波數據進行分析，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，對各個氣壓段下脈搏波數據進行濾波、基線糾漂、周期分割等處理，得到不同壓力下的平均周期數據，如圖10 中實線所示。當氣囊中氣壓位于40 mmHg～50 mmHg 范圍時，由于氣囊中壓強低，導致壓力脈搏波經過氣體傳導后的信號損失較多，氣壓脈搏波信號波形中無法顯現(xiàn)明顯的重搏前波。在分析脈搏波特征值時，將不會考慮低于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確性。

圖10 不同氣壓下脈搏波

4 總結

本文通過模型仿真脈搏波驗證了氣壓脈搏波與壓力脈搏波具有顯著相關性，從理論層面論證了基于氣壓脈搏波的脈象采集設備可行性，由此搭建基于氣壓傳感器的脈象采集設備采集氣壓脈搏波，設計實驗，利用設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)與脈診儀設備采集結果進行對比，20名被試的氣壓脈搏波與壓力脈搏波Pearson 相關系數均值為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域特征值，從實際層面論證設備可行性。通過本文搭建系統(tǒng)采集不同氣壓下的脈搏波并進行比較，得出50 mmHg 氣壓以下采集的脈搏波波形質量較差，計算時進行截除以提高特征點分析準確性?；跉鈮簜鞲衅鞯拿}診設備操作簡單，采集到的脈搏波信號良好，且時間相關特征值能夠進行生理信號分析，例如計算脈率、脈率變異性等，使其可以作為便攜式脈診儀設備的脈象傳感器。未來的進一步工作是結合疾病對氣壓脈搏波數據開展更深入的研究。