基于气体传导的中医脉诊技术研究*

凌宇秀，王铭阳，纪凯伟，李士杰，席 强，郭 义，周 鹏，2*

(1.天津大学精密仪器与光电子工程学院，天津 300072；2.天津大学医学工程与转化医学研究院，天津 300072；3.天津大学国际工程师学院，天津 300072；4.天津中医药大学针灸推拿学院，天津 301617)

脉象蕴含着丰富的生理病理信息，明代徐春甫在《古今医通》中强调“脉为医之关键”。但在传统脉诊中，中医所做诊断多依赖于主观感受，缺乏客观依据，这使中医脉学的传承与发展受到限制。为加快脉诊客观化与标准化进程，科研工作者致力于研制脉象采集设备，目前已有诸多成果[1-4]。

传感器作为脉象采集系统中的关键设备，其性能的优劣会直接影响采集信号的质量及信号后续处理结果，且对于接触式传感器，其采脉位置的选择也会影响采集脉象信号的质量，一般需要专业人士帮助使用，这限制了脉诊设备的使用场景。气压传感器将气囊中由于脉搏压力变化引起的气体压力变换转换为电信号，作为非直接接触人体的传感器，使用更加便捷，目前有研究使用气压传感器研制脉象采集设备，杨成[5]使用气压传感器研制一款动态采集脉象的系统，将气压脉搏波数据传输至电脑，能够进行简单脉象分析及分类。王宝宝[6]使用气压传感器采集脉象信号，进行处理分析后，能够将其数据应用于人体亚健康检测。但研究中并未证明气压脉搏波与压力脉搏波的关系，且压力脉搏波信号在气体传导过程中存在一定的特征损失，过小的气压范围会造成信号失真，影响参数提取准确性，因此需要观测不同气压下脉搏波特征变化，寻找合理气压脉搏波分析范围。

本文通过构建脉搏波仿真模型与气体传导模型，仿真压力脉搏波与气压脉搏波。根据仿真模型搭建基于气体传导的脉象采集实验系统，利用气压传感器与小型气囊结构，采集气压脉搏波；选用基于压力传感器的脉诊仪采集压力脉搏波。设计对比实验，比较设备采集结果，论证基于气体传导脉诊设备的可行性。

1 脉搏波仿真模型

本文探索压力脉搏波与气压脉搏波之间关系，在理论层面上建立压力脉搏波与气压脉搏波的仿真模型来论述其关系，进而论证基于气体传导的脉象采集设备的可行性。

本文采用等效电路模型建模，建立心血管系统相关等效电路模型时通过将流体网络参数与电气网络参数进行类比[7]，其对应关系如表1 所示。

表1 流体网络与电气网络各个参数之间的类比关系

脉搏波的形成依赖于心脏周期性收缩与舒张及动脉血管管壁的动态变化[8]。本文在双弹性腔模型的理论基础上从左心部位模型开始建立，耦合主动脉系统、腹主动脉及附属动脉系统、左上肢血管模型，获得压力脉搏波信号，即压力传感器设备采集信号，经过气体传导模型，获取气压脉搏波信号，即气压传感器设备采集信号，建立的整体等效电路模型如图1 所示。

图1 整体等效电路模型

1.1 左心部位耦合动脉系统电路模型

从血液循环理论得知，流入主动脉的血液来源于左心室，经过体循环回流到左心房。建立左心部位的等效电路模型，通过时变函数E(t)表示左心室的心肌弹性[9]:

式中:Ea(t)为左心室的主动收缩弹性；Ep为左心室的被动弹性(一般为常数参量)。

Ea(t)的计算公式如下[10]:

式中:A为归一化系数；TCYCLE为心动周期；Emax为Ea(t)的最大值。

左心室压力PLV与左心室容积VLV的关系如下式:

式中:VD是左心室收缩末期无张力容积；V0是左心室舒张末期无张力容积。

左心部位耦合动脉系统的等效电路模型[11]如图1 所示，从生理解剖结构考虑，桡动脉的血流来源于主动脉弓分支[12]，故构建的左上肢动脉模型耦合在主动脉弓处，其包括左锁骨下动脉至肱动脉段、桡动脉段及外周血管床[13]。DM、DA分别表示二尖瓣与主动脉瓣，通过二极管的通断来表征二尖瓣与主动脉瓣的打开与关闭。PR是左心房压力，PAO是主动脉弓段压力，PBA是肱动脉压力，PRA是桡动脉压力。QAO为主动脉弓段的血流量，QBA为肱动脉段的血流量，QRA为桡动脉段的血流量。RS是掌指部分的外周阻力。

根据节点电流法得到模型的状态方程即式(5)～式(11)，等效电路模型中其他参数的物理意义与常见取值范围[14]见表2。

表2 左心部位耦合动脉系统电路参数及取值

1.2 气体传导模型

基于气体传导的脉象采集设备通过气囊结构将脉搏波的压力信号转换为气囊中气体压强变化，通过气压传感器将其转换为电信号。这个过程中，根据帕斯卡定律:密闭液体(气体)能够把它的某一处所受到的外加压强，大小不变地向各个方向传递。由此，构建的气体传导的等效电路模型如图1 右下角所示。其中R1、C1为气囊的参数，代表气囊的压强转换与气体的滤波作用，R2为气压传感器的等效阻抗，P1是经过气体传导后的脉搏波压力。

根据该模型图，气体传导模型的公式如下所示:

1.3 脉搏波仿真对比

仿真的压力脉搏波与气压脉搏波结果如图2 所示，仿真的压力脉搏波能够观测到明显的主波峰、重搏前波及重搏波。仿真气压脉搏波的幅值虽远小于压力脉搏波，但气压脉搏波的各个波峰信号依旧明显。使用SPSS 软件计算的仿真的压力脉搏波与气压脉搏波的Pearson 相关系数为0.937，证明气压脉搏波与压力脉搏波具有显著相关性。

图2 压力脉搏波与气压脉搏波的仿真波形

2 实验及数据处理

2.1 实验系统搭建

本文仿真结果从理论上验证了气压脉搏波与压力脉搏波具有显著相关性，由此根据仿真模型，搭建使用气压传感器进行脉象采集的实验系统，并利用基于压力传感器的脉诊仪，分别采集气压脉搏波与压力脉搏波，对比实际采集波形的关系。

本文搭建使用XGZP 型压阻式气压传感器[15]的气压脉搏波采集系统，采用腕带结构，将气囊组合在腕带中，气囊设计成小型结构，宽度大致为成人手指宽度20 mm 左右，只采集单部信息，避免混淆寸关尺三部脉象信号，使用STM32F103 作为主控芯片，控制加减压过程及数据传输。由于气压脉搏波的幅度较小，分辨率需要更加精准，STM32F1 系列ADC 精度为12 位，精度较低，搭建系统选择具有16位精度的AD7705 芯片进行数据模数转换，通过SPI通信协议将转换数据传输给单片机，系统框图如图3所示。本实验系统采集模式为快速加压后慢速减压，系统程序控制流程如图4 所示。本文使用天中依脉公司的脉诊仪(注册证编号:津械注准20192200197)采集压力脉搏波信号。

图3 基于气压传感器的脉象采集系统框图

图4 基于气压传感器的脉象采集系统程序控制流程图

2.2 实验设计

实验对象为20～30 岁健康被试共20 人，男女各10 人。

实验采集步骤为:①被试人员坐于座椅上，处于静息状态，使左手腕部与心脏持平；②使用本文搭建的基于气压传感器的实验系统采集左手关部气压脉搏波，根据控制程序采集气压脉搏波信号；③采集完成后，被试人员休息2 min，恢复静息状态；④使用天中依脉公司的脉诊仪采集左手关部脉象信息，采集减压过程中压力脉搏波信号。设备采集位置如图5所示。

图5 设备采集位置

2.3 数据处理算法设计

脉搏波波形如图6 所示，由升支与降支组成。升支形成原因是心脏快速射血使得主动脉根部血液快速充盈，构成脉图上的主波即C点，h1为其高度。降支开始于心脏慢速射血期，主动脉内血容量逐渐减少。在降支中，由于血管网络中反射波的作用，形成脉搏波的重搏前波即E点，其对应高度为h3；当心脏进入舒张期时，由于心脏内压力急剧下降，主动脉血液向心脏回流，使得流向末端的血流量减少，形成脉搏波中的降中峡即F点，其幅值为h4，对应时间为心脏收缩期时间t4；由于主动脉瓣的关闭，使得回流血液重新返回主动脉中，使管内血容量回升，流向末端血容量也增加，形成重搏波即G点，幅度为h5。此后，主动脉逐渐恢复到初始状态，等待下一次心跳周期。

图6 脉搏波时域特征

数据处理过程以对气压脉搏波的处理为例，实验系统快速加压至190 mmHg 后进入慢速减压阶段，减压至50 mmHg 后快速放气，加减压过程中采集信号如图7(a)所示。提取减压过程的信号，使用巴特沃斯滤波器滤除20 Hz 以上高频噪声，寻找信号中的各个周期起点，使用三次样条插值法[16]根据各周期起点拟合出偏移基线，如图7(b)所示。气压脉搏波减压数据进行基线纠漂后曲线如图7(c)所示，通过判断各周期中极大值点，找到各周期主波峰点，判断出主波波峰幅值最大处，即为最佳取脉压力，提取最佳取脉压力附近10 s 左右数据，根据极值法与阈值法进行脉搏波时域特征点识别，结果如图7(d)所示，为了便于观察脉搏波波形特征，只显示2 s 左右数据。

图7 脉象特征提取过程

3 结果分析

3.1 实验结果对比

将压力脉搏波数据计算结果进行单位换算，去除量纲影响后，对压力脉搏波与气压脉搏波最佳取脉压力附近的脉搏波数据进行周期分割，计算其平均周期，并获取其时域特征点，结果如图8 所示，图中所标注的特征点从左至右依次为周期起点、主波峰点、重搏前波、降中峡以及重搏波，对于高度参数，压力脉搏波均高于气压脉搏波，说明在实际应用场景下，脉搏波在气压传导过程中存在信号损失，但气压脉搏波仍能检测到脉搏波的各个特征点，同时能够保证时间相关特征值的准确性。

图8 压力脉搏波与气压脉搏波平均周期

计算20 名被试的气压脉搏波与压力脉搏波的Pearson 相关系数，如表3 所示，结果表明每个人的气压脉搏波与压力脉搏波均具有显著相关性。

计算20 名被试最佳取脉压力下的平均周期及其时域特征值均值，如图9 所示。图9(a)高度特征值的对比结果表明气压脉搏波由于气体传导导致高频信号衰减，使得高度值远低于压力脉搏波；根据图9(b)时间特征值的对比结果，说明气压脉搏波与压力脉搏波信号的时间参数均有较好的一致性，此结果可以论证基于气压脉搏波的脉诊设备可行性。

图9 压力脉搏波与气压脉搏波时域特征值对比

3.2 不同气压下脉搏波分析

通过气体传导后的波形会有一定的损失，利用本文实验系统采集不同气压下脉搏波数据进行分析，气压分为90 mmHg～100 mmHg，80 mmHg～90 mmHg，70 mmHg～80 mmHg，60 mmHg～70 mmHg，50 mmHg～60 mmHg，40 mmHg～50 mmHg，对各个气压段下脉搏波数据进行滤波、基线纠漂、周期分割等处理，得到不同压力下的平均周期数据，如图10 中实线所示。当气囊中气压位于40 mmHg～50 mmHg 范围时，由于气囊中压强低，导致压力脉搏波经过气体传导后的信号损失较多，气压脉搏波信号波形中无法显现明显的重搏前波。在分析脉搏波特征值时，将不会考虑低于50 mmHg 气压以下采集的气压脉搏波，以提高气压脉搏波特征值分析的准确性。

图10 不同气压下脉搏波

4 总结

本文通过模型仿真脉搏波验证了气压脉搏波与压力脉搏波具有显著相关性，从理论层面论证了基于气压脉搏波的脉象采集设备可行性，由此搭建基于气压传感器的脉象采集设备采集气压脉搏波，设计实验，利用设备分别采集气压脉搏波与压力脉搏波。使用本文搭建系统与脉诊仪设备采集结果进行对比，20名被试的气压脉搏波与压力脉搏波Pearson 相关系数均值为0.970±0.012，证明脉搏波波形无显著性差异，在最佳取脉压力下脉搏波均具有较为明显的时域特征值，从实际层面论证设备可行性。通过本文搭建系统采集不同气压下的脉搏波并进行比较，得出50 mmHg 气压以下采集的脉搏波波形质量较差，计算时进行截除以提高特征点分析准确性。基于气压传感器的脉诊设备操作简单，采集到的脉搏波信号良好，且时间相关特征值能够进行生理信号分析，例如计算脉率、脉率变异性等，使其可以作为便携式脉诊仪设备的脉象传感器。未来的进一步工作是结合疾病对气压脉搏波数据开展更深入的研究。