基于PVDF的BCG与脉搏信号采集与特征分析

王子民，林向萌，刘振丙，席乐乐，伍锡如，3

（1.桂林电子科技大学，广西 桂林 541004；2.广西自动检测技术与仪器重点实验室，广西 桂林 541004；3.广西信息科学实验中心，广西 桂林 541004）

0 引 言

心脏是人体的重要器官，其工作正常与否是评价人体状况的重要指标。近年来，心血管类疾病已经严重威胁到人类的生命健康。截止2017年，心血管疾病患者总人数接近3亿，每年大约有350万人死于心血管类疾病，占人口总死亡率的[1]41%。心冲击图（Ballistocardiogram，BCG）是一种记录心脏泵血引起身体震动的方法，是心脏监测方法之一，主要由血液循环过程中人体重力变化引起。相对于现有的心血管检测手段，心冲击图信号检测具有无创性、无接触式、检测方便等优势。

早在一百多年前，人们就注意到随着心脏的跳动，身体会出现有节奏的微小震动，这是人们最初对BCG信号的认识。随着医学的进步与科技的发展，由于BCG检测无需专业的医护人员，不必向人体贴附电极即可无感觉获取体震信号，近年来越来越受到相关人员的关注。

本文采用自行设计的压电薄膜心冲击图信号采集系统，采集了20位健康成年人运动前与运动后的心冲击图信号和脉搏信号，通过特征提取和信号分析，对其心动周期的时间间隔进行对比性分析，对不同信号和状态下的波形图做相关性分析。

1 心冲击图检测装置设计

左心室泵血会使身体产生由头到脚再由脚到头方向的微小震动，作用于身体紧密接触的支撑物体使其受力发生变化，因此在支撑物体的纵轴上加装合适的传感器就可以测得这种体震，即BCG信号[2]。基于这一原理，本文设计了压电薄膜心冲击图信号采集系统。图1所示为标准的心冲击图模型。

图1 标准心冲击图信号模型

图2所示为该信号采集系统的实物图，将压电薄膜加装在普通坐椅上，测试时人可以直接坐在坐椅上，根据人体与压电薄膜紧密接触时的受力情况，压电薄膜传感器可以将人体重力学微小的变化转换成电荷信号，经过电荷放大电路使之变为电信号。

随后经过前置放大电路、低通滤波电路、放大电路、陷波电路等处理后，利用数据采集卡采集信号，并传送到上位机进行信号图像的实时显示。图3所示为系统的总体框图。

图3 系统总体框图

2 压电薄膜传感器的选择

通常心冲击信号采集系统使用的传感器为电阻应变式传感器（也称压电传感器）和多普勒效应传感器等，但由于其系统复杂，人体耦合性差，精密度不高，携带不便等因素的影响，本文选择一种新兴的高分子材料聚偏氟乙烯（PVDF）压电薄膜作为信号传感器，如图4所示。

图4 压电薄膜传感器

压电薄膜是一种具有良好弯曲性的传感器，可以针对各种测量需要设计成所需造型。如果在其物理表面上施加一定的外力，就会产生与该表面应变相对应比例的电荷。与传统的压电材料相比具有压电常数大，薄膜轻便且韧性好，力电转换灵敏度高，机械品质因数低、阻尼小等优点[3]，满足心冲击信号的频率特性测量要求。因此，理论上的PVDF压电薄膜能检测微弱低频的心冲击信号。

当PVDF膜被施加外力后，其上下表面会产生大小相同、极性相反的等比例电荷，中间为绝缘体的电容器。外界电场强度、薄膜上承受的外力、薄膜表面产生电荷之间的关系可用压电效应方程表示，该方程的表达式为：

式中：D 是面电荷密度矩阵，D=（DX，DY，DZ）T；d 是压电应变常数矩阵；T是应力；εT是介电常数的转置矩阵；E是电场强度。没有外部施加电场时，式（1）可简化为：

式中，d为压电常数矩阵，其极化方向为Z轴，可用下式表达：

式中，dij=（i=1，2，3；j=1，2，…，6）是压电常数，i和 j分别表示极化方向和受力方向，如图5所示。

图5 压电薄膜传感器应变示意图

根据式（1）和式（3）可知：

由于压电薄膜表面上承受了巨大的外力，并且其厚度也远远小于表面积，所以式（4）可简化为：

PVDF压电薄膜所产生的电荷为：

式中S为压电薄膜的表面尺寸[4]。式（6）表明，对压电薄膜施加外力时，其表面产生的电荷量与受力成线性关系，其本质是一种换能器件，可把施加的外力转化为输出电量。

系统采用的压电薄膜厚度为35 μm，所需面积为5 cm×1 cm。在压电薄膜基底上光刻出铜制栅线制作引出端，接在测量电路一侧，薄膜则贴附于测量椅上。

3 心冲击信号采集电路的设计

BCG信号作为一种人体生物信号，具有频率低、噪声强度大、易受工频干扰、肌电信号干扰较大等不利因素[5]。综合以上因素，设计该电路。其中电荷灵敏放大电路是该系统的关键所在，其主要功能是将电荷源正比例转换为电压源。压电薄膜受力与输出电荷之间的关系可表示为：

式中：d33是压电应变常数，单位为N；M为受试者体重，单位为C/N。电荷灵敏放大电路如图6所示。

图6 电荷灵敏放大电路图

电荷放大电路输出电压Usc为：

式中Cf是反馈电容。为避免在充电一段时间后运放达到饱和，在其两端并联Rf，从而取得直流负反馈，提高电路的稳定性。实际电路中，Cf值取为100 nF，可以有效提高电荷灵敏度；Rf值取为100 MΩ，提供直流反馈，减小零点漂移[6]。本文选择AD公司设计生产的OP27作为前置电路放大器，设置放大倍数为100，减少共模干扰向差模干扰转化。

放大后的信号经过低通滤波器滤除信号中的高频成分。选择NS公司设计生产的芯片LM358。通过计算，截止频率设为30 Hz，随后经过时间常数电路，等待信号稳定。工频是心冲击信号最主要也是最常见的干扰源，采用截止频率为50 Hz的双T型陷波器做进一步的滤除干扰，此后经过电压跟随，采集卡采集，在PC端进行实时显示。

4 脉搏信号测量电路

脉搏信号属于主动脉信号，信号幅度一般为毫伏级，人体脉搏能量主要分布在2～20 Hz之间，几乎全部集中在10 Hz以下，而且具有多样性[7]，不同的人脉象不同，因此非常容易产生干扰。针对脉搏信号的特点，设计的电路包括前置放大器、带通滤波器、主放大器、50 Hz工频陷波器、A/D转换电路等。选用的信号放大倍数为100，通带截止频率为40 Hz，整体电路由5 V充电电池供电。脉搏传感器如图7所示。

图7 脉搏传感器

5 实验设计与结果分析

5.1 初步实验设计与信号波形

组合连接多级运算放大电路及滤波器，使其成为一个整体，设计实验对本文采集系统进行测试。本文采集了20位健康人的数据（10位男性，10位女性）。在实验过程中，受试者保持均匀呼吸、坐姿端正的状态，待呼吸平稳后，同时采集3 min的心冲击信号（BCG）与脉搏信号（MB）数据。随后，受试者进行10 min剧烈运动后，对其再次采集信号数据，通过采集卡传送到上位机进行实时显示。图8和图9分别为一名女性受试者运动前后截取的部分带有呼吸趋势的BCG信号与脉搏信号。

图8 运动前波形示意图

5.2 心动周期的结果比较

对20位受测者的心冲击信号与脉搏信号进行分析，心冲击图的心率通过两波峰之间的JJ间期获得，脉搏信号由心脏收缩舒张时两波峰之间的BB间期获得。

图9 运动后波形示意图

图9中BCG信号的HIJK峰清晰可见，即运动后心脏泵血增强，心跳加快，信号强度增强，系统采集信号的可重复性较好，说明系统的鲁棒性较强。BCG与脉搏信号均与心脏的机械动力密切相关，二者的波形走势相近。随机选取6人数据进行分析（3名男性，3名女性），结果详见表1与表2所列。

表1 运动前后BCG特性信号分析

表2 运动前后脉搏特性信号分析

5.3 心冲击图与脉搏信号的实验关系

心冲击信号与脉搏信号之间存在着本质联系，脉搏的每次跳动都会带动心冲击信号的微小震动。可以利用心冲击信号的J波增大脉搏本身的信息量，也可利用脉搏波增加心冲击信号的信息量[8]。从图9中可以明显看出BCG信号的IJK峰，心冲击波形中的J波与脉搏的波峰与波谷之间存在一定的延时。根据心冲击信号的J波，可将脉搏划分为一个个周期，在一个周期内确定波峰与波谷的范围，也可根据它们之间的延时关系，进一步确定波峰与波谷的范围。其延时关系与不同受试者的个体差异有显著联系。

通过对运动前后的波形对比分析，可以发现运动后的波形较运动前幅值增强，频率加快，心动周期加大。通过两种波形的数据，利用下式对运动前后平均心动周期时间间隔求解相关系数[9]：

式中：x（n），y（n）分别为两种信号序列；n为信号采样点的个数；ρ表示相关系数。其取值范围为[-1，1]，相关系数的绝对值越大，表明两个信号相似度越大。

由运动前两种信号得到的心跳相关系数为0.979，运动后为0.978，表明两种信号相关性强，该采集系统稳定性较好，鲁棒性强。

6 结 语

本文设计了一种基于压电薄膜的心冲击图信号采集系统。经测试，该系统可以准确采集人体的BCG信号，并通过上位机实时显示。通过进一步分析处理，证明了该系统的稳定性。心冲击信号和脉搏信号之间存在本质联系。压电薄膜具有膜轻且柔韧，与人体阻抗可较大程度耦合，灵敏度高，能够紧贴皮肤等一些传统传感器无法替代的优点[10]。与PC接口相连，可储存测得的生理信号，以便为今后的病理检测提供依据。下一步将对采集到的信号做进一步的分析处理，并结合临床病例，探讨其更深层的生理及病理意义。