基于駐極體傳聲器的脈象檢測系統(tǒng)和方法*

周 鵬,高雄飛,張玉滿,王學(xué)民,2,陸小左

(1.天津大學(xué)精密儀器與光電子工程學(xué)院,天津 300072;2.天津市生物醫(yī)學(xué)檢測技術(shù)與儀器重點實驗室,天津 300072;3.天津中醫(yī)藥大學(xué)中醫(yī)藥工程學(xué)院,天津 300193)

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基于駐極體傳聲器的脈象檢測系統(tǒng)和方法*

周 鵬1,2*,高雄飛1,張玉滿1,王學(xué)民1,2,陸小左3

(1.天津大學(xué)精密儀器與光電子工程學(xué)院,天津 300072;2.天津市生物醫(yī)學(xué)檢測技術(shù)與儀器重點實驗室,天津 300072;3.天津中醫(yī)藥大學(xué)中醫(yī)藥工程學(xué)院,天津 300193)

為了探究脈搏振動產(chǎn)生的聲音信號與標準脈象信號之間的關(guān)系,設(shè)計了基于駐極體傳聲器的脈象檢測系統(tǒng),利用雙傳感器同時采集橈動脈脈象信號。通過對兩路信號的分析,得到了脈搏聲音信號與標準脈象的一階導(dǎo)數(shù)信號具有強相關(guān)性的結(jié)論,提出了由脈搏聲音信號獲取脈象信號的方法,由此獲得的脈象圖形具有明顯的脈象特征,和標準的脈象圖形的相關(guān)系數(shù)大于0.85,也具有很強的相關(guān)性,說明這種脈象信號獲取方法符合中醫(yī)脈診客觀化要求,可以用于脈象信號的獲取。

脈象;脈搏聲音信號;脈搏壓力信號

脈診作為我國傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)的瑰寶,在中醫(yī)“望、聞、問、切”四診中占有至關(guān)重要的地位。在傳統(tǒng)的診脈中,脈象的判別僅僅是依靠醫(yī)者指下的感覺,使得診斷結(jié)果受主觀因素影響很大,難以實現(xiàn)診斷的規(guī)范化、客觀化。而近幾十年來,隨著傳感技術(shù)的飛速發(fā)展,學(xué)者們將中醫(yī)的客觀化研究同現(xiàn)代傳感技術(shù)相結(jié)合,研制了各種脈象儀采集脈象信息,從而使得中醫(yī)脈診趨于客觀化、數(shù)據(jù)化、圖像化[1]。

目前應(yīng)用的脈象檢測傳感器種類繁多,性能各異,其中壓阻傳感器在脈象檢測方面應(yīng)用最為廣泛[2]。但在檢測時必須將應(yīng)變片粘貼在試件或傳感器的彈性元件上,因此黏合劑性能的優(yōu)劣直接影響傳感器的工作特性[3]。同時,壓阻傳感器由于對測量位置的選擇要求很高,有很大的局限性。而在脈搏搏動時,橈動脈表面皮膚在一定頻率范圍內(nèi)的微小位移會產(chǎn)生振動覺,形成一種次聲波,通過獲取次聲波來得到脈象信息就可有效的減小應(yīng)變片和測量位置不準帶來的干擾[4]。鑒于聲音傳感技術(shù)采集脈象信號的這種優(yōu)勢,相關(guān)研究人員進行了積極地探索。Fu Jing等[5]用駐極體傳聲器設(shè)計了換能器隔離罩來采集心音信號。王炳和[6]等采用電容傳聲器研制出一種脈搏聲信號的采集處理系統(tǒng),通過分析數(shù)據(jù)得到功率譜和倒譜。重慶大學(xué)的周鵬等設(shè)計了通過外套耦合腔的電容傳聲器采集脈搏聲信號的系統(tǒng),在上位機對數(shù)據(jù)進行了顯示和時頻分析。曹東[4]等設(shè)計了基于心音傳感器的脈象信號采集裝置,對采集到的信號進行了時域和頻域分析。

但是以上這些研究都只是對采集到的聲音信號進行了時頻分析,并未對聲音信號和標準脈象信號的關(guān)系進行研究。因此,本文設(shè)計了駐極體傳聲器脈象檢測系統(tǒng)來獲得脈象聲音信號,重點對于聲音信號和標準脈象信號之間的關(guān)系進行了數(shù)據(jù)分析,旨在獲取一種新的脈象檢測方法。

1 駐極體傳聲器及其工作特性

駐極體傳聲器是一種微型聲電換能器,它用事先已注入電荷而被極化的駐極體材料代替極化電壓,用來將聲音信號轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘朳7]。由于它結(jié)構(gòu)簡單、靈敏度高,被廣泛用于聲學(xué)、力學(xué)、醫(yī)學(xué)等方面的聲音測量[8]。

本實驗選擇杭州吉高電聲科技有限公司的CRY332型壓力場傳聲器,其頻響特性為3.15 Hz～10 kHz±2 dB,靈敏度為31.6 mV(-30 dB)±2 dB,靜壓系數(shù)為-0.01 dB/kPa,適用于脈搏波聲音信號的提取。為了更精確測量脈搏波聲音信號,傳聲器與耦合腔配合使用,使傳聲器與皮膚之間形成空氣振動腔,便于傳聲器振膜拾取信號。傳聲器與耦合腔實物圖如圖1所示。

圖1 傳聲器與耦合腔

2 信號采集系統(tǒng)

2.1 系統(tǒng)的整體設(shè)計

基于駐極體傳聲器的脈象檢測系統(tǒng)主要由直流穩(wěn)壓電源、電源模塊、駐極體傳聲器與調(diào)理電路、脈搏波壓力傳感器與調(diào)理電路、氣路加壓模塊、微控制單元(MCU)控制模塊和PC機7部分構(gòu)成。系統(tǒng)框圖如圖2所示。

圖2 系統(tǒng)框圖

2.2 系統(tǒng)的硬件設(shè)計

2.2.1 開關(guān)電源與電源模塊

本系統(tǒng)中單片機、氣路加壓中的電磁閥、泵等對電源要求較高,而且除電磁閥是+12 V工作電壓外,其他都是+5 V工作電壓,所以本系統(tǒng)采用ACDC開關(guān)電源,電源輸出電壓為+5 V、+12 V,輸出電流為10 A,輸出功率為100 W,該電源使用專用集成的電源可簡化電路設(shè)計,具有過流、過壓及短路保護,內(nèi)置EMI濾波器,紋波小,電壓輸出穩(wěn)定。

同時,本系統(tǒng)在電源模塊中數(shù)字電路和模擬電路的電源線采用了各自走線的方法,以減少數(shù)字電路和模擬電路之間的相互干擾,特別是數(shù)字電路對模擬電路的干擾。

2.2.2 脈搏壓力傳感器與調(diào)理電路

本系統(tǒng)中,脈搏壓力傳感器主要是采集標準的脈象信號并與駐極體傳聲器采集到的脈搏聲音信號作對比分析。而脈搏壓力傳感器與調(diào)理電路包括恒流源供電、前置放大器、濾波器和主放大器等幾部分組成,如圖3所示。

圖3 脈搏壓力傳感器與信號調(diào)理電路

脈搏壓力傳感器選用的是北京金三江傳感技術(shù)有限公司生產(chǎn)的MH-4型脈搏波傳感器,若直接接上電源,電源輸出的不穩(wěn)定會影響到傳感器的準確度,因此本系統(tǒng)采用恒流源供電模式。采用AD620進行前置放大可以提高電路的信噪比,并有效地抑制共模信號,放大差模信號[9]。之后信號動靜壓分離,各自經(jīng)過濾波處理后進入MCU的AD通道進行采集。

2.2.3 駐極體傳聲器與調(diào)理電路

駐極體傳聲器與調(diào)理電路主要包括阻抗變換、低通濾波和主放大3個部分。其框圖如圖4所示。

圖4 傳聲器與信號調(diào)理電路

傳聲器的初始電容值僅為幾皮法至幾十皮法,在低頻段工作時輸出阻抗很大,很難直接與后級系統(tǒng)相匹配。因此,需要在傳聲器后面添加阻抗變換電路。阻抗變換電路通常由結(jié)型場效應(yīng)管構(gòu)成,它具有輸入阻抗高、信噪聲系數(shù)低的特點,可以使得傳感器的高內(nèi)阻變?yōu)榈妥杩馆敵?有利于提取脈搏信號[10]。然后通過低通濾波電路去掉可能攜帶的高頻噪聲,最后通過主放大進入MCU的AD通道進行數(shù)據(jù)采集。

2.3 信號的采集

在中醫(yī)脈診理論中,寸口的脈象能夠反映人體全身氣血變化和病理信息,而且方便診察,是診脈的理想部位。本文設(shè)計的駐極體傳聲器測量的是脈搏振動引起的皮膚表面振動產(chǎn)生的次聲波,因此在橈動脈

附近區(qū)域的皮膚表面均能測量。而寸口皮膚薄、振動強烈,能夠檢測到更明顯的信號變化,本實驗依舊選擇在寸口進行測量。

實驗對象為10位20歲～25歲的健康大學(xué)生。實驗方法為受試者在測試前靜坐10 min,待其穩(wěn)定下來后用腕帶將脈搏壓力傳感器和駐極體傳聲器固定于左手橈動脈處,手臂自然平放于一個柔性座墊上,采集2 min的波形。兩路脈象信號先通過AD通道進入MCU,經(jīng)過簡單處理之后再由RS232將脈象數(shù)據(jù)發(fā)送到PC機上,通過脈象軟件實時顯示兩路信號并保存數(shù)據(jù),數(shù)據(jù)保存格式為txt,可以由MATLAB工具讀取數(shù)據(jù)便于后續(xù)處理。信號采集實物圖如圖5所示。PC機脈象軟件的顯示信號如圖6所示。

圖5 信號采集實物圖

圖6 PC機脈象軟件的顯示信號

3 信號分析與處理

脈象信號因人而異、因時而異,在“位數(shù)形勢”等方面有不同的體現(xiàn),但是人體脈象仍具有某些共同點。脈象時域特征參數(shù)就是基于這些共同點而設(shè)計的。

3.1 脈象圖時域特征參數(shù)

脈搏波主要由主動脈近心端振蕩所形成,通過儀器的檢測將脈管的波動提取出來并繪制成的曲線即為脈象圖[11]。脈象圖通常以縱坐標h(單位mm)表示脈搏的大小,橫坐標t(單位s)表示時間,其基本圖形如圖7所示。

圖7 脈象的基本圖形

脈象主要特征參數(shù)為:主波幅值h1,重搏前波幅值h3,降中峽幅值h4,重搏波幅值h5,急性射血期時值t1,收縮期時值t4,舒張期時值t5,脈動周期時值t,主波在h1上1/3寬度W,以及張力系數(shù)h3/h1,阻力系數(shù)h4/h1,彈性系數(shù)h5/h1[12]。

3.2 信號的處理和分析

3.2.1 信號的時域分析

首先對獲取的脈象信號歸一化并截取一段數(shù)據(jù)觀察時域特征。截取的脈象信號時域圖如圖8所示。由圖8看出,壓力傳感器所測量的脈象信號和標準的脈象圖是一致的,有明顯的主波和重搏波。而駐極體傳聲器測得的信號和標準的脈象圖有很大的差異,除主波外其他的脈象特征參數(shù)都無法獲取。同時,對比兩路信號可以發(fā)現(xiàn),主波峰值對應(yīng)的橫坐標是有差別的。每個周期中聲音信號主波峰值的橫坐標都比對應(yīng)的壓力信號主波峰值的橫坐標提前,而同一周期主波后副波峰值的橫坐標也比重搏波峰值的橫坐標提前。為此,取單個波形進行對比,發(fā)現(xiàn)聲音信號的波形趨勢與壓力信號的一階導(dǎo)數(shù)曲線類似。

3.2.2 脈象一階導(dǎo)數(shù)信號與聲音信號的對比分析

對于脈象一階導(dǎo)數(shù)的研究,學(xué)者往往是根據(jù)脈象一階導(dǎo)數(shù)信號的極大值來確定每個脈象周期的上升支,并由此獲取上升支時間[13]。而對于聲音信號的研究,學(xué)者通常是對脈象聲音信號進行頻譜分析,獲取脈象頻域方面的信息。本實驗中,對脈象壓力信號求一階導(dǎo)數(shù),可以發(fā)現(xiàn)導(dǎo)數(shù)信號與聲音信號的波形變化趨勢十分相近。聲音選用信號和壓力一階導(dǎo)數(shù)選用信號如圖9所示。

圖8 兩路截取信號的時域圖

圖9 壓力一階導(dǎo)數(shù)信號和聲音信號

通過統(tǒng)計分析原理求得壓力一階導(dǎo)數(shù)信號和聲音信號的相關(guān)系數(shù)Rxy=0.8671,因此兩者之間具有很強的相關(guān)性。但同時發(fā)現(xiàn),聲音信號的幅值較大,且都是正值;而壓力一階導(dǎo)數(shù)信號幅值很小,且有正負,主要是由于一階導(dǎo)數(shù)信號反映的是脈象壓力信號每一點的變化速率。

3.3 由聲音信號獲取脈象圖的方法

聲音信號和壓力一階導(dǎo)數(shù)信號有很強的相關(guān)性,根據(jù)理論知識,對聲音信號求積分曲線即可獲得標準的脈象圖。

3.3.1 聲音信號的積分曲線

聲音信號是離散點構(gòu)成的信號。離散信號的積分一般是通過曲線擬合的方法獲得,即用連續(xù)曲線近似地刻畫或比擬平面上離散點所表示的坐標之間的函數(shù)關(guān)系。但是由于脈搏聲音信號數(shù)據(jù)量很大,周期也有一定的差異,很難用曲線擬合來獲取坐標之間的函數(shù)關(guān)系,故在實際處理中采用數(shù)值積分獲取積分曲線。數(shù)值積分方法有梯形法、辛普生法、牛頓-柯特斯法等[14],基本思想都是將整個積分區(qū)間分成n個子區(qū)間,將求定積分問題轉(zhuǎn)化為求和問題。本實驗采用梯形法求積分曲線。

梯形法求數(shù)值積分,在MATLAB中是由trapz函數(shù)實現(xiàn),其實質(zhì)是將向量相鄰元素間所夾部分的面積相加來得到數(shù)值積分值[15]。但是trapz函數(shù)僅僅計算了第1個值到最后一個值的累積結(jié)果,并不能顯現(xiàn)出曲線的變化趨勢,因此我們采用cumtrapz函數(shù)。cumtrapz是累計數(shù)值積分函數(shù),體現(xiàn)了一個數(shù)值積分的累積過程,即不斷的從第1個值累積到當(dāng)前值,能夠繪制出積分過程中積分曲線的整體變化趨勢。壓力選用信號與其一階導(dǎo)數(shù)信號的數(shù)值積分信號如圖10所示。

圖10 壓力信號與壓力一階導(dǎo)數(shù)的積分信號

圖11 比例系數(shù)曲線

由圖10可知,除幅值大小有差異外,積分信號和原選用信號幾乎相同,計算兩者相關(guān)系數(shù)Rxx=0.997 5,有很強的相關(guān)性。幅值差異是由累計數(shù)值積分函數(shù)cumtrapz的運算過程導(dǎo)致的。因此用累積梯形數(shù)值積分方法求積分曲線的方法是可行的。

對于聲音信號,由于其幅值全為正,根據(jù)梯形積分理論分析,直接用cumtrapz函數(shù)對聲音信號求積分不能夠得到起伏變化的脈象曲線。因此,需要對聲音信號做正負處理,使其和壓力信號一階導(dǎo)數(shù)一樣有正負值且成一定比例,這樣才能得到脈象曲線。

首先壓力一階導(dǎo)數(shù)信號和聲音信號同時減去各自的最小幅值,使得兩路信號幅值均為正,然后對二者作比較求得比例系數(shù)。兩路信號的比例系數(shù)一般通過直接對兩路信號相除來獲得,但是由于導(dǎo)數(shù)信號曲線相比聲音信號曲線不平滑,直接相除會使得比例系數(shù)有很大誤差。因此,本實驗對兩路移動后的信號先求累計數(shù)值積分曲線,由數(shù)值積分曲線再求兩者的比例系數(shù)。兩種方法得到的比例系數(shù)曲線如圖11所示。

由圖11明顯看出,通過兩路信號直接相除得到的比例系數(shù)曲線波動強烈,具有很大的誤差,不能獲得準確的比例系數(shù)。而兩路信號經(jīng)過累計數(shù)值積分處理后再相除得到的比例系數(shù)曲線雖然在前幾百個數(shù)據(jù)點有一定波動,但是大部分數(shù)據(jù)點的比例系數(shù)穩(wěn)定于36。因此,根據(jù)式(1)將聲音信號作處理

(1)

處理后的聲音信號再通過cumtrapz函數(shù)積分就能得到脈象圖形,經(jīng)過cumtrapz處理后的脈象圖形如圖12所示。

3.3.2 三次樣條插值的基線糾漂

由圖12看出,聲音信號積分得到的脈象信號有很大的基線漂移,為了提高脈象分析的準確性,需要進行基線糾漂處理。首先將脈象信號分為N段,每一段含有PN點,PN為根據(jù)采樣率預(yù)估計的一個脈象周期點數(shù)。本實驗實際信號的采樣頻率為112 Hz,此處選用PN=112。接著尋找每段數(shù)據(jù)的最小值作為每段數(shù)據(jù)的節(jié)點,三次樣條函數(shù)就是將每兩個相鄰節(jié)點之間的連接曲線用一個三次多項式f(x)來近似,f(x)即為信號的基線。最后將脈象數(shù)據(jù)減去對應(yīng)的基線偏移量,就可去除基線漂移,獲得糾漂信號[16]。圖13所示為基線糾漂過程。

圖12 Cumtrapz處理后的脈象信號

圖13 基線糾漂過程

3.3.3 處理后信號與標準脈象信號的比較

將基線糾漂后的聲音信號積分信號的一個周期和原始壓力信號對比,如圖14所示。

由于積分函數(shù)cumtrapz使得信號幅值變化,因此在表1中對比了處理信號與標準信號的時間特征值,其中誤差計算公式如式(2)

(2)

分析圖14和表1可以看出,由聲音信號得到的脈象圖和標準脈象圖相比均有很明顯的主波和重搏波,波形趨勢相同,時間特征值也幾乎相同。計算得相關(guān)系數(shù)Rfxy=0.890 5,二者具有很強的相關(guān)性?？紤]到積分過程中參數(shù)的精確性和積分方法等對數(shù)據(jù)造成的誤差,可以說通過聲音信號得到的脈象圖和標準脈象圖是基本一致的,能夠反映出脈象的特征信息。

表1 標準信號和處理信號的主要特征值

圖14 原始壓力信號與聲音處理信號

4 總結(jié)與討論

本文在前人脈象信號分析的基礎(chǔ)上,提出了一種由駐極體傳聲器獲取脈象信息的方法,設(shè)計了基于駐極體傳聲器的脈象采集系統(tǒng)來采集脈象的聲音信號。通過將聲音信號與壓力傳感器測得的標準脈象信號進行對比,尋找到了兩者之間的關(guān)系——脈象聲音信號與壓力的一階導(dǎo)數(shù)信號相似,相關(guān)系數(shù)大于0.85,具有很強的相關(guān)性。基于此關(guān)系,提出了一種由聲音信號獲取脈象圖形的方法,基本能夠反映脈象的特征信息。這對中醫(yī)脈診的客觀化研究有著重要的意義。

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The Pulse Detection System and Method Based on Electret Microphone*

ZHOUPeng1,2*,GAOXiongfei1,ZHANGYuman1,WANGXuemin1,2,LUXiaozuo3

(1.School of Precision Instrument and Opto-Electronics Engineering,Tianjin University,Tianjin 300072,China;2.Tianjin Key Laboratory of Biomedical Detection Technology and Instrumentation,Tianjin 300072,China3.School of Traditional Chinese Medicine,Tianjin University of Traditional Chinese Medicine,Tianjin 300193,China)

In order to explore the relationship between sound signal produced by pulse vibration and standard pulse signal,pulse detection system which is based on electret microphone was designed to acquire radial artery pulse signal of two channels. The conclusion pulse sound signal is significantly associated with the first derivative of standard pulse signal was got through the analysis of two signals. Meanwhile,a method for obtaining pulse signal by pulse sound signal was proposed. Pulse graph acquired according to this method has obvious pulse features and correlation coefficient is greater than 0.85,which proved that the method meets the requirements of objectification of pulse diagnosis and can be used to acquire pulse wave.

pulse;pulse sound signal;pulse pressure signal

周 鵬(1978-),男,博士,副教授,主要研究方向為神經(jīng)工程,生物醫(yī)學(xué)信息傳感與檢測,生物醫(yī)學(xué)信號處理,zpzpa@vip.sina.com。

項目來源:國家科技支撐計劃項目(2012BA125B05);國家自然科學(xué)基金面上項目(81173202,51377120,31271062);天津市自然基金項目(13JCQNJC13900)

2014-09-16 修改日期:2014-12-29

C:7230

10.3969/j.issn.1004-1699.2015.03.014

TP212

A

1004-1699(2015)03-0374-07