基于微氣囊的三部脈象采集腕帶設(shè)計(jì)*

蔡 偉，路光達(dá)，郭曉倩，孫文昊，趙壯壯，韓 旭

（天津職業(yè)技術(shù)師范大學(xué)天津市信息傳感與智能控制重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，天津 300222）

1 引言

中醫(yī)遵循辨證論治，收集望、聞、問、切四診信息，判斷患者證候并對癥下藥。其中，“切”指脈診。醫(yī)師將食指、中指、無名指分別放于寸、關(guān)、尺三部，使用總按、單診等運(yùn)指方法體會脈象浮沉強(qiáng)弱等特征，分析患者身體狀況。近年來，國內(nèi)外多位學(xué)者開展了對脈搏波信號的研究。隨著傳感器技術(shù)的快速發(fā)展，應(yīng)用到各類傳感器技術(shù)的脈診儀器相繼出現(xiàn)，極大的推動了脈診數(shù)字化與客觀化。傳感器類型包括壓力式（壓磁、壓電、壓阻）、光纖類、光電容積類、微機(jī)電系統(tǒng)芯片、機(jī)械類、以及近年興起的超聲波傳感器，其中以壓力式最為符合中醫(yī)切脈的思想。蘇昊、黃村坤等人通過六軸機(jī)械臂設(shè)計(jì)了壓力式的脈象采集系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)脈象的定位與采集[1]。天津大學(xué)的羅鳴等設(shè)計(jì)了基于柔性陣列傳感器的脈象檢測系統(tǒng)[2]。王鵬等提出了多通道腕部脈搏信號采集系統(tǒng)，大大提升尋脈準(zhǔn)確度[3]。任天令教授團(tuán)隊(duì)提出一種石墨烯基壓力傳感器的制備方法，使得柔性壓力傳感器的靈敏度有了進(jìn)一步提升[4-5]。韓國某研究團(tuán)隊(duì)設(shè)計(jì)了用于心血管健康監(jiān)測的柔性可穿戴傳感器，測量脈搏波穿過動脈的速度[6]。衛(wèi)佳駿設(shè)計(jì)了一款三探頭脈象采集設(shè)備，通過步進(jìn)電機(jī)加壓，采集系統(tǒng)與傳感單元分離，設(shè)備較大，操作繁瑣[7]。上述壓力式脈診儀中，采用剛性壓力傳感器的脈診儀靈敏度較高，采用柔性壓力傳感器的脈診儀與皮膚貼合效果較好。中醫(yī)脈診取脈方式急需發(fā)展靈敏度高同時貼合皮膚的新型脈診儀。鑒于現(xiàn)有研究存在的問題，基于MEMS 壓力傳感器[8]，在此設(shè)計(jì)一種三部脈象采集腕帶。

2 三部脈象采集系統(tǒng)設(shè)計(jì)

2.1 系統(tǒng)整體結(jié)構(gòu)

設(shè)計(jì)由三組腕帶、氣泵、泄氣閥、傳感器和上位機(jī)組成，構(gòu)成一個完整的脈象采集系統(tǒng)。三組腕帶分別采集寸、關(guān)、尺三部脈象信息，可分別加壓或同時加壓，對應(yīng)單診和總按的要求。腕帶的外觀樣式為可穿戴式手環(huán)，結(jié)構(gòu)小巧。根據(jù)“三部九候”理論，所采用的采集方式需要滿足可自動加壓的要求，以此來獲取精準(zhǔn)的脈象信息。

腕帶和主控部分構(gòu)成了系統(tǒng)的主體。主控部分由氣泵進(jìn)行壓力控制，排氣閥泄氣，三部腕帶對應(yīng)寸、關(guān)、尺。腕帶表面進(jìn)氣孔連接氣壓傳感器，進(jìn)氣與出氣。采用醫(yī)用硅膠軟管進(jìn)行氣路連接。整體系統(tǒng)框原理圖如圖1 所示。

圖1 三部脈象采集系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)

氣泵加壓到浮、中、沉三者之一的壓力時，微弱的脈搏跳動會使腕帶中氣體產(chǎn)生壓強(qiáng)變化，壓力傳感器對此變化產(chǎn)生的電信號轉(zhuǎn)化成數(shù)字信號發(fā)送到計(jì)算機(jī)系統(tǒng)中，由上位機(jī)系統(tǒng)存儲顯示。

系統(tǒng)采用STM32F103VET6 控制器進(jìn)行整體控制。有研究表明，人體寸、關(guān)、尺三部總長占前臂的比例與前臂占人身總長的比例相適應(yīng)，以兩寸最為合理。由三部微氣囊構(gòu)成的腕帶與MMR901XA 氣壓傳感器芯片構(gòu)成數(shù)據(jù)采集部分。氣泵和泄氣閥組成系統(tǒng)的氣壓控制部分，對氣囊進(jìn)行加壓和泄壓操作。當(dāng)氣壓控制模塊接收到控制器發(fā)出的指令時，氣泵向腕帶進(jìn)行充氣，加壓微型氣泵負(fù)責(zé)加壓。根據(jù)采集命令的不同，加壓至浮、中、沉三者其一的取脈方式，氣壓傳感器采集此時脈搏跳動的數(shù)據(jù)將其發(fā)送至上位機(jī)。在進(jìn)行一個周期的采集過程后，泄氣閥接收控制器的命令進(jìn)行排氣。控制器、氣泵和泄氣閥三者均需要單獨(dú)供電，且要求各不相同。為保證電源電壓穩(wěn)定輸出，采用AC-DC 開關(guān)電源，將220 V 交流電源轉(zhuǎn)換成5V 直流電源，其最大輸出電流為5A。電源GND 與控制器模塊共地。

2.2 數(shù)據(jù)采集模塊

為盡可能貼合人體橈骨形狀以模擬中醫(yī)診脈過程，設(shè)計(jì)采用微型氣囊的模式設(shè)計(jì)脈診儀。氣囊選用TPU 材質(zhì)，其拉伸效果好，在不同環(huán)境下皆可保持良好的氣密性。氣囊的結(jié)構(gòu)簡圖如圖2 所示。

圖2 氣囊裝置結(jié)構(gòu)

在對氣囊進(jìn)行加壓后，脈搏的跳動將引起氣囊內(nèi)部氣壓的變化，由傳感器內(nèi)部EEPROM 將ADC值變換成壓力計(jì)數(shù)值，通過SPI 傳到ARM 芯片。由于ADC 存在噪聲的原因，要獲得給定分辨率的穩(wěn)定壓力讀數(shù)時，需要取隨后幾個壓力值的平均值，以此修正傳感器的特性變化。

此處系統(tǒng)內(nèi)部使用低通濾波器，如圖3 所示，當(dāng)發(fā)出壓力測量命令時，SW 打開。V1 和V2 之間的電壓差發(fā)生特定的偏移，從而對傳感器元件施加壓力。其階躍響應(yīng)的穩(wěn)定時間由連接的電容決定，因此，本設(shè)計(jì)采用的AD 值是在發(fā)出測量命令之后再經(jīng)過了沉淀時間的結(jié)果。

圖3 模擬低通濾波器

傳統(tǒng)壓力傳感器都會有很小的零漂，需要制造外置調(diào)整電路進(jìn)行偏差補(bǔ)償，同時在生產(chǎn)線上逐一調(diào)整。為簡化這一過程，本設(shè)計(jì)的氣壓傳感器將偏差參數(shù)寫入內(nèi)藏的EEPROM 中，進(jìn)行校正零點(diǎn)和壓力測定，最終由MCU 處理計(jì)算壓力校正，壓力值由數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)輸出。MMR901XA 具有高精度的數(shù)據(jù)采集能力，在此使用，可以有效捕捉微弱的脈象信號。傳感器構(gòu)成框圖如圖4 所示。

圖4 MMR901XA 結(jié)構(gòu)框圖

2.3 基于壓力分析的脈象感知模塊

脈搏具有微弱性的特點(diǎn)，其搏動范圍通常不超過1.96 mmHg(20 g)，因此選用的氣壓傳感器要求有很高的靈敏度以及抗干擾能力。MMR901XA 壓力傳感器是由日本三美電機(jī)公司推出的一款產(chǎn)品，可將模擬量的變化以數(shù)字量的方式輸出，其分辨率能夠達(dá)到0.025 mmHg(3.3 Pa)，滿足高靈敏度的要求，且線性度小，體積小，安全可靠。通過氣泵加壓使腕帶緊貼皮膚，滿足中醫(yī)切脈要求。傳感器的技術(shù)指標(biāo)如表1 所示。

表1 傳感器技術(shù)參數(shù)

所選用的MMR901XA 型氣壓傳感器采用SPI通訊的方式與嵌入式系統(tǒng)進(jìn)行信息交換，如圖5 所示。向傳感器芯片發(fā)送相應(yīng)的指令代碼即可執(zhí)行測量溫度、測量壓力、讀取ADC 等操作。代碼通過DIN 引腳傳輸；DOUT 引腳發(fā)送；ADRDY 腳用于ADC 數(shù)據(jù)輸出就緒；CS 用于片選引腳。由于接線端子密集且靠近，為保證信號傳輸過程不受臨近的電氣元器件干擾，采用RVV 多股屏蔽線進(jìn)行傳感器和控制系統(tǒng)的連接。

圖5 傳感器通訊連接方式

2.4 氣壓控制單元設(shè)計(jì)

壓力控制模塊主要是向寸、關(guān)、尺三個部位施加不同的壓力，以此來模擬醫(yī)師診脈時的浮、中、沉三種取脈方式。其由微型氣泵與泄氣閥組成。微型氣泵給腕帶內(nèi)部進(jìn)行充氣加壓，用單片機(jī)I/O 口控制，配置為推挽輸出。

氣泵選用Kamoer 公司的EDZP02-D3 型微型氣泵，其工作電壓為3.3V，最大壓力為450mmHg，驅(qū)動電流為50mA。鑒于控制器最大輸出電流為25mA，故需采用電磁繼電器進(jìn)行電源轉(zhuǎn)換。具體技術(shù)參數(shù)如表2 所示。為盡可能減少氣體濃度變化導(dǎo)致壓強(qiáng)變化的時間，在氣泵與傳感器之間添加一個100ml的緩沖瓶，使裝置內(nèi)的壓力不至發(fā)生太突然的變化，從而防止突然加壓或排氣帶來的噪聲誤差。

表2 氣泵技術(shù)參數(shù)

模塊排氣閥選用VALVE 型常閉排氣閥，其工作電壓為3.0V，最大壓力為300 mmHg，泄氣只需3 s，滿足設(shè)計(jì)需求。腕帶與皮膚貼合，人體橈動脈所受壓力如下式1 所示：

所采集的脈象數(shù)據(jù)中含有基線數(shù)據(jù)和脈象數(shù)據(jù)。

3 軟件設(shè)計(jì)

3.1 脈象采集系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

脈象采集系統(tǒng)軟件包括控制程序和上位機(jī)軟件?？刂瞥绦?qū)ο到y(tǒng)進(jìn)行初始化，通過下位機(jī)不斷掃描串口，接收上位機(jī)界面的發(fā)送標(biāo)志位。當(dāng)下位機(jī)接收到標(biāo)志位時解析命令，使氣泵工作加壓，達(dá)到設(shè)定壓力且完成采集后，將數(shù)據(jù)傳送到上位機(jī)進(jìn)行波形顯示，進(jìn)行泄壓排氣。為進(jìn)行可視化顯示與數(shù)據(jù)保存，三部脈象采集系統(tǒng)還包括上位機(jī)程序。上位機(jī)的開發(fā)主要借助PC 端的LabVIEW 平臺。

系統(tǒng)達(dá)到采樣時間后，單片機(jī)控制排氣閥對腕帶進(jìn)行泄氣，將數(shù)據(jù)發(fā)送到上位機(jī)。上位機(jī)系統(tǒng)的流程主要包括初始化串口，將氣壓傳感器的數(shù)據(jù)放入數(shù)組發(fā)送，通過串口放入緩沖區(qū)，對緩沖區(qū)內(nèi)的數(shù)據(jù)進(jìn)行數(shù)組拆分，得到三部脈象數(shù)據(jù)，標(biāo)記周期起點(diǎn)并擬合，進(jìn)行數(shù)據(jù)分離與提取，最后顯示波形并存儲。

3.2 數(shù)據(jù)分離

采集的脈象波形曲線如圖6 所示。寸關(guān)尺三部的浮中沉脈象中，包含氣泵產(chǎn)生的壓力數(shù)據(jù)與脈搏跳動的脈象數(shù)據(jù)。壓力數(shù)據(jù)對應(yīng)中醫(yī)師指端用力情況，可判斷脈象的浮中沉位置。脈象波形則是用來區(qū)分何種脈象的原始依據(jù)，對其進(jìn)行時域，頻域，時頻域的分析，可以得到用來區(qū)分各個脈象的重要特征。

圖6 脈象波形曲線

觀察圖6 中的波形，可以發(fā)現(xiàn)其整體是處于下降趨勢的，經(jīng)分析，這是氣泵與氣囊之間，傳感器與氣囊之間的軟管連接的實(shí)際氣密性所致。從圖6(a)可見，采集到的脈搏波數(shù)據(jù)存在基線漂移的情況，根據(jù)脈搏波信號的周期性特性，采用極值法標(biāo)記周期起點(diǎn)的位置，便得到圖6(b)；在原始數(shù)據(jù)中通過定位各周期的起點(diǎn)位置得到圖6(c)；進(jìn)行插值擬合找到波形基線曲線，基線曲線即等價于醫(yī)生的取脈壓力，原始數(shù)據(jù)去除基線壓力后得到的作為脈象的搏動數(shù)據(jù)，即為圖6(d)，可作為脈象有力無力特征的判據(jù)。

4 穩(wěn)定性測試

為驗(yàn)證腕帶采集系統(tǒng)的有效性，對天津市某醫(yī)院心血管科病人進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，采集情況如圖7 所示。實(shí)驗(yàn)開始前，受試者靜坐5min，保持手臂與心臟位置水平一致，呼吸穩(wěn)定。實(shí)驗(yàn)過程中，受試者首先將手臂置于脈枕之上，穿戴三部脈象采集腕帶，調(diào)整腕帶位置，令其對應(yīng)寸、關(guān)、尺三部。

圖7 現(xiàn)場采集脈象

測試中一共采集111 例患者脈象數(shù)據(jù)，均為心血管類疾病脈象，多數(shù)為心梗、心衰，主要臨床表現(xiàn)為胸痛心悸，表征心臟和血管的氣血運(yùn)行受阻或不暢導(dǎo)致心臟功能障礙的病理狀態(tài)。根據(jù)采集脈象分析得出，心血管類疾病脈象多數(shù)寸口脈沉且遲，關(guān)上多為小、數(shù)、緊脈。由此可知，寸部脈無或弱可作為心血管類疾病早期診斷的主要標(biāo)準(zhǔn)。

5 結(jié)束語

基于微氣囊的三部脈象采集腕帶，結(jié)合了三部九候理論與現(xiàn)代脈診儀技術(shù)，并加入下位機(jī)編程與上位機(jī)開發(fā)。下位機(jī)控制氣泵的啟停、泄氣閥的開關(guān)和氣壓傳感器的數(shù)據(jù)采集，具有便攜性，可模擬脈診。上位機(jī)系統(tǒng)對整個軟件進(jìn)行控制，實(shí)現(xiàn)取脈壓力的調(diào)節(jié)，更好的模擬了醫(yī)師指腹取脈時的觸覺感受。對脈搏波的采集包含預(yù)處理，分離脈搏靜壓與脈搏動壓，以獲取最佳取脈壓力。系統(tǒng)在臨床上多次測試，準(zhǔn)確性與穩(wěn)定性良好，為后續(xù)分析脈象打下基礎(chǔ)。在后續(xù)研究中，將對控制方法、濾波方法、特征提取算法等進(jìn)行深入研究，以期得到更準(zhǔn)確的、不同壓力下的脈象信號的變化規(guī)律。