CN103315719B - 一种人体脉搏波波形信号产生装置 - Google Patents

Abstract

一种人体脉搏波波形信号产生装置，包括中央控制器、心律产生单元、心室泵血波形产生单元、动脉血流特性模拟单元、心律同步接口单元和线性变换单元；中央控制器与其它各单元相连，用于控制其它各单元的运行；心律产生单元用于产生符合人体心律特点的触发信号；心室泵血波形产生单元用于产生符合人体心室泵血特点的心室泵血波形；动脉血流特性模拟单元可使用指定模型来模拟人体动脉、血流特性并计算出脉搏波波形信号。该装置可产生反映多方面因素影响的多周期动态连续脉搏波波形信号，波形逼真，参数丰富、可调，具有较强的可扩展性，能够更好的满足脉搏波相关设备检测、校准的需要。

Description

一种人体脉搏波波形信号产生装置

技术领域

本发明涉及一种人体脉搏波波形信号产生装置，特别是涉及一种用于脉搏波相关设备检测或校准的人体脉搏波波形信号产生装置。所述“脉搏波相关设备”是指这样一类医疗设备，该类设备可获取、分析或利用人体的脉搏波，达到诊断、治疗或预警的目的，例如：脉搏波采集分析设备、脉搏波传播速度测量设备等等。

背景技术

心血管疾病对人类健康的危害严重。近年来心血管疾病发病率、死亡率不断攀升，心血管疾病的防治受到人们的普遍重视。因而脉搏波相关设备的社会保有量大幅度提高，同时还出现了许多新型的脉搏波相关设备用于心血管疾病的诊疗和预警。对脉搏波相关设备进行检测或校准的需求，由此产生。在临床使用环节，需要对在用的脉搏波相关设备进行检测或校准，以保证其计量性能和可靠性。在流通环节，需要对作为商品的脉搏波相关设备进行检测或校准，以保证买卖双方的权益。在研发、生产环节，需要对在研产品进行测试，也需要对最终产品进行检测和校准，以保证研发、生产质量。

对脉搏波相关设备进行检测或校准，目前还缺乏完善的技术手段。其重要原因之一，是尚缺乏人体脉搏波波形信号产生装置。用于脉搏波相关设备检测或校准的人体脉搏波波形信号产生装置应能满足以下基本要求：1、所产生的人体脉搏波波形信号应逼真、客观；2、所产生的脉搏波波形信号应包含脉搏波相关设备的检测参数；3、上述参数的值应能够人为设定。

CN201012085U公开的一种《数字式脉搏波信号发生器》和CN100466968C公开的一种《柯氏音延时和脉搏波传导时间血压监测仪的检测方法及应用其的信号发生器》都由于缺少脉搏波波形信号产生装置，而只能从外部计算机下载其使用的脉搏波波形数据。CN103054564A公开的《一种基于FPGA对脉搏波波形信号发生器及方法》采用双弹性腔模型产生低阻力、中阻力等四种情况下的脉搏波，根据医学知识，人体的脉搏波主要由神经调节、心室泵血特性、动脉特性、血流特性等因素决定，该方法仅考虑了动脉特性的影响，并不全面，这导致该方法产生的脉搏波形不能完全满足逼真、客观的要求。另外，目前人体动脉建模的研究成果较为丰富，双弹性腔模型仅为其中之一。许多脉搏波相关设备并未采用双弹性腔模型。对于这些被检设备，该方法将不能提供包含相关检测参数的脉搏波形。还有许多脉搏波相关设备可通过检测脉搏波来分析人体心脏功能、神经调节功能等指标，该方法也不能为这些被检设备提供包含相关检测参数的脉搏波形。

发明内容

本发明针对现有脉搏波波形信号产生技术存在的不足，提供一种用于脉搏波相关设备检测或校准的人体脉搏波波形信号产生装置。

本发明的人体脉搏波波形信号产生装置，包括中央控制器、心律产生单元、心室泵血波形产生单元、动脉血流特性模拟单元、心律同步接口单元和线性变换单元：

（1）中央控制器，与其它各单元相连，用于控制其它各单元的运行。

（2）心律产生单元，与中央控制器、心室泵血波形产生单元以及心律同步接口单元相连接，具有内部触发和外部触发两种工作模式，工作模式由中央控制器控制；在内部触发模式下，该心律产生单元产生符合人体心律特点的心动周期序列，并依据各心动周期时间长度进行计时，在各心动周期起始时刻产生触发信号；在外部触发模式下，该心律产生单元接收来自心律同步接口单元的外部触发信号并转发至心室泵血波形产生单元；

该心律产生单元在内部触发工作模式下，按照以下公式产生符合人体心律特点的心动周期序列CC(n)：

$\mathrm{CC}\left(n\right)=\frac{\mathrm{SDNN}}{{\mathrm{\σ}}_0}\·{\mathrm{FFT}}^{-1}\left[I\left(f\right)\right]+{\mathrm{CC}}_0,$

其中，n为心动周期序号，FFT^-1[]表示傅立叶反变换，CC₀为基础心动周期长度，SDNN为心动周期序列CC(n)的标准差，σ₀为FFT^-1[I(f)]的标准差，上式中以频率f为自变量的函数I(f)为心动周期序列的频域特性函数：

I(f)＝R(f)exp(iθ)，

按照下式构造I(f)的幅值函数R(f)：

$R\left(f\right)=\sqrt{\frac{P_{\mathrm{VL}}}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{VL}}^2}}\exp [-\frac{{(f-f_{\mathrm{VL}})}^2}{2{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{VL}}^2}]+\frac{P_L}{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_L^2}\exp [-\frac{{(f-f_L)}^2}{2{\mathrm{\σ}}_L^2}]+\frac{P_H}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_H^2}}\exp [-\frac{{(f-f_H)}^2}{2{\mathrm{\σ}}_H^2}]},$

其中，P_VL、P_L和P_H分别表示极低频、低频和高频三个频段分量的幅值，f_VL、f_L和f_H分别为三个频段分量的中心频率，σ_VL、σ_L和σ_H分别为三个频段分量的标准差；对I(f)的相位θ进行随机化处理，使：

θ＝2π·random()，

其中，函数random()的功能是在区间[0,1]内产生一个均匀分布的随机实数。

（3）心室泵血波形产生单元，与中央控制器、心律产生单元以及动脉血流特性模拟单元相连接，用于在心律产生单元触发信号的触发下产生符合人体心室泵血特点的心室泵血波形；

该心室泵血波形产生单元使用高斯单脉冲函数来模拟人体心室泵血波形中的快速射血期和减慢射血期的不对称性，高斯单脉冲函数G(t)的表达式为：

$G\left(t\right)=2\mathrm{\π}\sqrt{e}A{f}_c\mathrm{texp}[-2{\left(\mathrm{\π}{\mathrm{tf}}_c\right)}^2],$

其中，A为幅值，f_c为中心频率；该心室泵血波形产生单元按照下式对高斯单脉冲函数G(t)进行变换，得到心室泵血波形VP(t)：

VP(t)＝ICP(t)[u(t-t₀)-u(t-t₁)]+G(t)[u(t-t₁)-u(t-t₃)]+IRP(t)[u(t-t₃)-u(t-t₄)]+B[u(t-t₄)-u(t-t₅)]，其中，B为泵血周期末心室压力，u(t)为单位阶跃函数，t₀为泵血开始时刻，t₁为等容收缩期结束和快速射血期开始的时刻，t₂为快速射血期结束和减慢射血期开始的时刻，t₃为减慢射血期结束和等容舒张期开始的时刻，t₄为等容舒张期结束和快速充盈期开始的时刻，t₅为本次泵血周期结束的时刻，函数ICP(t)用于模拟等容收缩期心室泵血波形：

$\mathrm{ICP}\left(t\right)=\frac{G\left(t_1\right)-B}{t_1-t_0}t+\frac{{\mathrm{Bt}}_1-G\left(t_1\right)t_0}{t_1-t_0},$

函数IRP(t)用于模拟等容舒张期心室泵血波形：

$\mathrm{IRP}\left(t\right)=\frac{B-G\left(t_3\right)}{t_4-t_3}t+\frac{G\left(t_3\right)t_4-B{t}_3}{t_4-t_3}.$

（4）动脉血流特性模拟单元，与中央控制器、心室泵血波形产生单元以及线性变换单元相连接，用于在中央控制器的控制下使用中央控制器所指定的模型（如双弹性腔模型）并结合心室泵血波形计算出脉搏波波形信号。

（5）心律同步接口单元，与中央控制器和心律产生单元相连接，用于在中央控制器的控制下将触发信号向外部输出，或者将来自外部的触发信号发送到心律产生单元。

（6）线性变换单元，与中央控制器和动脉血流特性模拟单元相连接，用于对动脉血流特性模拟单元输出的脉搏波波形信号实施线性变换，对脉搏波波形信号进行时间平移、幅值放缩和幅值升降操作；

该线性变换单元对脉搏波波形信号p(t)进行如下变换，得到p′(t)：

p′(t)＝ap(t-t_d)+b，

其中，a、b、t_d均为能够设置的参数，a为幅值放缩系数，b为幅值升降参数，t_d为时间延迟参数。

本发明以系统论为指导思想，综合考虑了心律调节、心脏泵血、动脉血流特性等多方面因素，使产生的脉搏波波形信号从节律、源头、传播等方面更加接近真实人体的情况，更加逼真、客观，所产生的脉搏波波形信号蕴含参数丰富且可调，这对于脉搏波相关设备的检测和校准是十分必要的，因为这些参数均为脉搏波相关设备的主要测量对象，同时所产生的脉搏波波形信号为多周期动态连续信号，优于现有技术中先产生单周期脉搏波然后循环输出的方式，具有较强的可扩展性，可与其它信号发生器或自身进行联用，以满足不同情况下检测、校准的需要。

附图说明

图1是本发明人体脉搏波波形信号产生装置的结构示意图。

图2是本发明中心室泵血波形产生单元所产生的心室泵血波形示意图。

图3是动脉血流特性模拟单元使用的改进的双弹性腔模型原理图。

其中：1、中央控制器，2、心律产生单元，3、心室泵血波形产生单元，4、动脉血流特性模拟单元，5、心律同步接口单元，6、线性变换单元，7、输入输出单元。

具体实施方式

如图1所示，本发明的人体脉搏波波形信号产生装置包括中央控制器1、心律产生单元2、心室泵血波形产生单元3、动脉血流特性模拟单元4、心律同步接口单元5、线性变换单元6和输入输出单元7。中央控制器与其它各单元相连，用于控制其它各单元的运行，例如发送指令、设置参数、接收其它各单元的运行结果等。操作人员或其它外部设备可通过输入输出单元7与中央控制器1进行人机交互或者设备交互，从而实现对整个装置的控制。显示器（屏）、键盘、触摸屏、通讯接口等均可用于作为输入输出单元。

心律产生单元2与中央控制器1、心室泵血波形产生单元3以及心律同步接口单元5相连接，具有内部触发和外部触发两种工作模式，由中央控制器1控制其工作模式。该心律产生单元2在内部触发工作模式下，按照以下公式产生符合人体心律特点的心动周期序列CC(n)：

$\mathrm{CC}\left(n\right)=\frac{\mathrm{SDNN}}{{\mathrm{\σ}}_0}\·\mathrm{FF}{T}^{-1}\left[I\left(f\right)\right]+{\mathrm{CC}}_0---\left(1\right)$

其中，n为心动周期序号，FFT^-1[]表示傅立叶反变换，CC₀为基础心动周期长度，SDNN为心动周期序列CC(n)的标准差（心律特性检测的重要指标之一），σ₀为FFT^-1[I(f)]的标准差。（1）式中以频率f为自变量的函数I(f)为心动周期序列的频域特性函数：

I(f)＝R(f)exp(iθ)       （2）

目前的医学共识认为，心动周期序列频域特性函数的幅值函数主要由极低频（0～0.04Hz）、低频（0.04Hz～0.15Hz）和高频（0.15Hz～0.4Hz）三个频段分量构成。本发明使用下式构造I(f)的幅值函数R(f)，以模拟上述人体心律频域特点：

$R\left(f\right)=\sqrt{\frac{P_{\mathrm{VL}}}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{VL}}^2}}\exp [-\frac{{(f-f_{\mathrm{VL}})}^2}{2{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{VL}}^2}]+\frac{P_L}{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_L^2}\exp [-\frac{{(f-f_L)}^2}{2{\mathrm{\σ}}_L^2}]+\frac{P_H}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_H^2}}\exp [-\frac{{(f-f_H)}^2}{2{\mathrm{\σ}}_H^2}]}---\left(3\right)$

其中，P_VL、P_L和P_H分别表示极低频、低频和高频三个频段分量的幅值，f_VL、f_L和f_H为各频段分量的中心频率，σ_VL、σ_L和σ_H分别为各频段分量的标准差；对I(f)的相位θ进行随机化处理，使：

θ＝2π·random()        （4）

其中，函数random()的功能是在区间[0,1]内产生一个均匀分布的随机实数。

人体心律特点主要包括频域特点和时域特点。现有的脉搏波相关设备也主要是从这两方面对人体心律特点进行检测和分析。使用上述方法产生的心动周期序列既包含时域参数（如SDNN、CC₀），又包含频域参数（如P_VL、P_L、P_H等），能够更全面、逼真的反映人体的心律特点。

心律产生单元2依据心动周期序列CC(n)中各心动周期的时间长度进行计时。在每个心动周期的开始时刻，该心律产生单元2产生一个触发信号，该触发信号分别发送到心室泵血波形产生单元3和心律同步接口单元5，分别用于触发心室泵血波形产生单元3产生心室泵血波形和经心律同步接口单元5向外部发送。

心律产生单元2在外部触发模式下，自身不产生心动周期序列和触发信号，而是通过心律同步接口单元5接收来自外部的触发信号，然后转发给心室泵血波形产生单元3。

心室泵血波形产生单元3与中央控制器1、心律产生单元2以及动脉血流特性模拟单元4相连接，用于在检测到来自心律产生单元2的触发信号后，即刻产生心室泵血波形。由生理学知识及实验数据可知，人体心室泵血波形中快速射血期和减慢射血期具有轻微的不对称性，减慢射血期的持续时间略长于快速射血期。该心室泵血波形产生单元3使用高斯单脉冲函数来模拟这种轻微的不对称。高斯单脉冲函数G(t)的表达式为：

$G\left(t\right)=2\mathrm{\π}\sqrt{e}A{f}_c\mathrm{texp}[-2{\left(\mathrm{\π}{\mathrm{tf}}_c\right)}^2]---\left(5\right)$

其中，A为幅值，f_c为中心频率。该心室泵血波形产生单元3按照下式对高斯单脉冲函数G(t)进行变换，得到心室泵血波形VP(t)：

VP(t)＝ICP(t)[u(t-t₀)-u(t-t₁)]+G(t)[u(t-t₁)-u(t-t₃)]+IRP(t)[u(t-t₃)-u(t-t₄)]+B[u(t-t₄)-u(t-t₅)]

                                                                （6）

其中，B为泵血周期末心室压力，u(t)为单位阶跃函数，t₀为泵血开始时刻，t₁为等容收缩期结束和快速射血期开始的时刻，t₂为快速射血期结束和减慢射血期开始的时刻，t₃为减慢射血期结束和等容舒张期开始的时刻，t₄为等容舒张期结束和快速充盈期开始的时刻，t₅为本次泵血周期结束的时刻；函数ICP(t)用于模拟等容收缩期心室泵血波形，

$\mathrm{ICP}\left(t\right)=\frac{G\left(t_1\right)-B}{t_1-t_0}t+\frac{{\mathrm{Bt}}_1-G\left(t_1\right)t_0}{t_1-t_0}---\left(7\right)$

函数IRP(t)用于模拟等容舒张期心室泵血波形，

$\mathrm{IRP}\left(t\right)=\frac{B-G\left(t_3\right)}{t_4-t_3}t+\frac{G\left(t_3\right)t_4-B{t}_3}{t_4-t_3}---\left(8\right)$

使用上述方法所产生的心室泵血波形示意图如图2所示。

中央控制器1通过改变（5）至（8）式中相关参数的设定值，可对心室泵血波形峰值、等容收缩期、快速射血期、减慢射血期等参数进行设置，以满足检测或校准的需要。

动脉血流特性模拟单元4与中央控制器1、心室泵血波形产生单元3以及线性变换单元4相连接，用于根据中央控制器1的命令使用其指定的模型来模拟人体动脉、血流特性，并结合心室泵血波形VP(t)计算出本装置所要输出的脉搏波波形信号。目前，动脉血流建模方面的研究成果比较丰富（例如双弹性腔模型、三弹性腔模型、传输线模型等等），被检测或校准的设备可能会采用各自不同动脉血流模型，操作人员也可能需要使用自己认可的模型。因此，应根据具体情况为动脉血流特性模拟单元4选择其所使用的模型。本发明中的动脉血流特性模拟单元4是可编程的。操作人员或其它外部设备可通过输入输出单元7按照一定规则将所使用的模型载入动脉血流特性模拟单元4。在运行时，动脉血流特性模拟单元4将根据从心室泵血波形产生单元4获得的心室泵血波形VP(t)以及所使用的模型采用数值计算方法（例如荣格-库塔方法等）计算出脉搏波波形信号p(t)。一般情况下，心室泵血波形VP(t)作为模型的输入，脉搏波波形信号p(t)作为模型的输出。为了方便起见，可在动脉血流特性模拟单元4内预置若干常见的动脉血流模型以供操作人员或其他外部设备选择使用。动脉血流特性模拟单元4产生的脉搏波波形信号一方面直接输出，另一方面传送给线性变换单元6经线性变换后再输出。

心律同步接口单元5与中央控制器1和心律产生单元2相连接，主要用于触发信号的输入或者输出。在输入状态下，心律同步接口单元5接收来自外部的触发信号经信号调理后传送给心律产生单元2；在输出状态下，心律同步接口单元5将心律产生单元2产生的触发信号向外部发送。心律同步接口单元5的工作状态由中央控制器1控制。利用心律同步接口单元5，本发明可实现与外部其它类型信号发生器的联用，或多台本发明所述装置的联用。许多脉搏波相关设备往往采集多类型人体信号（如心电、脉搏波、心音等）或者多路脉搏波波形信号。使用心律同步接口单元2进行多装置的联用可以更好的满足此类脉搏波相关设备检测或校准的需要。

线性变换单元6与中央控制器1和动脉血流特性模拟单元4相连接，用于对动脉血流特性模拟单元4输出的脉搏波波形信号p(t)进行如下变换，得到p′(t)：

p′(t)＝ap(t-t_d)+b       （9）

其中，a、b、t_d均为可设置参数，a为幅值放缩系数，b为幅值升降参数，t_d为时间延迟参数。可见，线性变换单元的作用是对脉搏波波形信号进行时间平移、幅值放缩和幅值升降操作。这些操作对于脉搏波相关设备的检测和校准是必要的。例如，在校准脉搏波传播速度测量仪器时，就需要至少两路具有确定延时关系的脉搏波波形信号。如果将两台或两台以上的本装置进行联用，则可提供两路以上的具有确定延时关系的脉搏波波形信号。线性变换后的脉搏波波形信号p′(t)作为本装置的另一路输出信号由线性变换单元6进行输出。

在使用本发明所述装置产生脉搏波波形信号之前，操作人员根据检测、校准的具体需要使用输入输出单元7进行以下设置：将心律产生单元2设置为内部触发工作模式，将心律同步接口单元5设置为输出状态。对心律产生单元2的各参数进行设置，例如可将其参数设置为以下具体值：SDNN=60、CC₀=800、P_VL=4、P_L=1、P_H=2、f_VL=0、f_L=0.1、f_H=0.25，σ_VL=0.08、σ_L=0.01、σ_H=0.01。对心室泵血波形产生单元3的各参数进行设置，例如可将其参数设置为以下具体值：A=110、B=7、f_c=0.7、t₀=0、t₁=50、t₂=150，t₃=300，t₄=370、t₅=800。对动脉血流特性模拟单元4进行设置。根据检测、校准需要，选择适当的动脉血流模型，并将模型载入动脉血流特性模拟单元4，本实施方式使用图3所示的改进的双弹性腔模型来模拟动脉和血流特性。双弹性腔模型是一种用于模拟动脉、血流特性的经典模型，该模型使用两个电容C₁和C₂分别模拟大、小动脉的顺应性，使用电感L模拟血流惯性，使用电阻R₂模拟血流阻力。本实施方式对经典的双弹性腔模型做了改进，在模型中加入了模拟动脉瓣的二极管D和模拟心室血流阻力的电阻R₁。改进的双弹性腔模型的微分方程组为：当二极管D导通时，

$\left\{\begin{array}{c}L\frac{{\mathrm{dq}}_L\left(t\right)}{\mathrm{dt}}=p_1\left(t\right)-p\left(t\right)\\ C_1\frac{{\mathrm{dp}}_1\left(t\right)}{\mathrm{dt}}=\frac{1}{R_1}[\mathrm{VP}\left(t\right)-p_1\left(t\right)]-q_L\left(t\right)\\ C_2\frac{\mathrm{dp}\left(t\right)}{\mathrm{dt}}=q_L\left(t\right)-\frac{p\left(t\right)}{R_2}\end{array}\right.---\left(10\right)$

当二极管D关闭时，

$\left\{\begin{array}{c}L\frac{{\mathrm{dq}}_L\left(t\right)}{\mathrm{dt}}=p_1\left(t\right)-p\left(t\right)\\ C_1\frac{{\mathrm{dp}}_1\left(t\right)}{\mathrm{dt}}=-q_L\left(t\right)\\ C_2\frac{\mathrm{dp}\left(t\right)}{\mathrm{dt}}=q_L\left(t\right)-\frac{p\left(t\right)}{R_2}\end{array}\right.---\left(11\right)$

其中，p₁(t)为电容C₁的电压，q_L(t)为流过电感L的电流。对该模型中的各参数进行设置，例如可设置为以下具体值：L=0.005、C₁=9.0、C₂=0.26、R₁=0.001、R₂=0.23。对线性变换单元的各参数进行设置，例如可将参数设置为以下具体值：a=1、b=0、t_d=200，这样的参数设置相当于将p(t)延时200ms。

设置完毕后，操作人员既可使用输入输出单元7发出命令开始产生脉搏波波形信号。收到启动命令后，中央控制器1控制各单元产生脉搏波波形信号。心律产生单元2按（1）式产生心动周期序列，然后按照各心动周期的时间长度进行计时。在心动周期的起始时刻，心律产生单元2产生一个触发信号，并分别发送给心室泵血波形产生单元3和心律同步接口单元5。在检测到该触发信号后，心室泵血波形产生单元3按照（6）式即刻产生心室泵血波形并输出到动脉血流特性模拟单元4。动脉血流特性模拟单元4根据（10）和（11）式使用数值计算方法（例如荣格-库塔方法）计算得到脉搏波波形信号并进行输出。等到下一个心动周期的开始时刻，心律产生单元2继续产生触发信号，心室泵血波形产生单元3继续受到触发而产生心室泵血波形，动脉血流特性模拟单元4也以同样的方式继续产生脉搏波波形信号。如此不断反复下去，本发明所述装置既可产生一个多周期动态连续的脉搏波波形信号。上述过程中，动脉血流特性模拟单元4产生的脉搏波波形信号还发送到线性变换单元6，该单元按照（9）式对脉搏波波形信号进行线性变换并将变换后的脉搏波波形信号输出。

当需要使用其它外部设备来操控本发明所述装置时，可使用通讯接口（例如RS-232接口、USB接口等）作为输入输出单元，进行参数设置、指令发送等操作。

除了单独使用外，还可将两台（或多台）本发明所述装置进行联用。取两台本发明所述装置，分别作为主机和副机。将主机和副机的心律同步接口单元相连接。主机的心律产生单元设置为内部触发模式，心律同步接口单元设置为输出状态。副机的心律产生单元设置为外部触发模式，心律同步接口单元设置为输入状态。主、副机的其他参数根据检测或校准的需要而设置。但一般情况下，主、副机心室泵血波形产生单元的参数设置是相同的。运行时，主机的心律产生单元负责产生触发信号，除了发送给本机的心室泵血波形产生单元外，还通过心律同步接口单元发送给副机。副机的心律产生单元接收来自主机的触发信号并输出给心室泵血波形产生单元。这样既可实现主、副机心律信号的同步。

如果其它信号发生器（例如心电信号发生器）具有触发信号输入或输出功能，本发明所述装置还可使用上述方法与之进行联用，以更好的满足检测或校准的需求。

Claims (3)

1.一种人体脉搏波波形信号产生装置，包括：

(1)中央控制器，与其它各单元相连，用于控制其它各单元的运行；

其特征是，还包括：

(2)心律产生单元，与中央控制器、心室泵血波形产生单元以及心律同步接口单元相连接，具有内部触发和外部触发两种工作模式，工作模式由中央控制器控制，在内部触发模式下，该心律产生单元产生符合人体心律特点的心动周期序列，并依据各心动周期时间长度进行计时，在各心动周期起始时刻产生触发信号，在外部触发模式下，该心律产生单元接收来自心律同步接口单元的外部触发信号并转发至心室泵血波形产生单元；

(3)心室泵血波形产生单元，与中央控制器、心律产生单元以及动脉血流特性模拟单元相连接，用于在心律产生单元触发信号的触发下产生符合人体心室泵血特点的心室泵血波形；

(4)动脉血流特性模拟单元，与中央控制器、心室泵血波形产生单元以及线性变换单元相连接，用于在中央控制器的控制下使用中央控制器所指定的模型并结合心室泵血波形计算出脉搏波波形信号；

(5)心律同步接口单元，与中央控制器和心律产生单元相连接，用于在中央控制器的控制下将触发信号向外部输出，或者将来自外部的触发信号发送到心律产生单元；

(6)线性变换单元，与中央控制器和动脉血流特性模拟单元相连接，用于对动脉血流特性模拟单元输出的脉搏波波形信号实施线性变换，对脉搏波波形信号进行时间平移、幅值放缩和幅值升降操作。

2.根据权利要求1所述的人体脉搏波波形信号产生装置，其特征是：所述心律产生单元在内部触发工作模式下，按照以下公式产生符合人体心律特点的心动周期序列CC(n)：

$\mathrm{CC}\left(n\right)=\frac{\mathrm{SDNN}}{{\mathrm{\σ}}_0}\·{\mathrm{FFT}}^{-1}\left[I\left(f\right)\right]+{\mathrm{CC}}_0,$

其中，n为心动周期序号，FFT^-1[]表示傅立叶反变换，CC₀为基础心动周期长度，SDNN为心动周期序列CC(n)的标准差，σ₀为FFT^-1[I(f)]的标准差，以频率f为自变量的函数I(f)为心动周期序列的频域特性函数：

I(f)＝R(f)exp(iθ)，

使用下式构造I(f)的幅值函数R(f)：

$R\left(f\right)=\sqrt{\frac{P_{\mathrm{VL}}}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{VL}}^2}}}\exp [-\frac{{(f-f_{\mathrm{VL}})}^2}{2{\mathrm{\σ}}_{\mathrm{VL}}^2}]+\frac{P_L}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_L^2}}\exp [-\frac{{(f-f_L)}^2}{2{\mathrm{\σ}}_L^2\mathrm{}}]+\frac{P_H}{\sqrt{2\mathrm{\π}{\mathrm{\σ}}_H^2}}\exp {[-\frac{(f-f_H)}{2{\mathrm{\σ}}_H^2}}^2],$ 其中，P_VL、P_L和P_H分别表示极低频、低频和高频三个频段幅值，f_VL、f_L和f_H为各频段的中心频率，σ_VL、σ_L和σ_H分别为各频段分量的标准差；使用下式得到I(f)的相位θ：

θ＝2π·random()，

其中，函数random()的功能是在区间[0,1]内产生一个均匀分布的随机实数。

3.根据权利要求1所述的人体脉搏波波形信号产生装置，其特征是：所述心室泵血波形产生单元使用下式得到心室泵血波形VP(t)：

VP(t)＝ICP(t)[u(t-t₀)-u(t-t₁)]+G(t)[u(t-t₁)-u(t-t₃)]+IRP(t)[u(t-t₃)-u(t-t₄)]+B[u(t-t₄)-u(t-t₅)]其中，B为泵血周期末心室压力，u(t)为单位阶跃函数，t₀为泵血开始时刻，t₁为等容收缩期结束和快速射血期开始的时刻，t₂为快速射血期结束和减慢射血期开始的时刻，t₃为减慢射血期结束和等容舒张期开始的时刻，t₄为等容舒张期结束和快速充盈期开始的时刻，t₅为本次泵血周期结束的时刻，函数G(t)是幅值为A、中心频率为f_c的高斯单脉冲函数：

$G\left(t\right)=2\mathrm{\π}\sqrt{e}{\mathrm{Af}}_c\mathrm{texp}[-2{\left(\mathrm{\πt}{f}_c\right)}^2],$

函数ICP(t)为：

$\mathrm{ICP}\left(t\right)=\frac{G\left(t_1\right)-B}{t_1-t_0}t+\frac{{\mathrm{Bt}}_1-G\left(t_1\right)t_0}{t_1-t_0},$

函数IRP(t)为：

$\mathrm{IRP}\left(t\right)=\frac{B-G\left(t_3\right)}{t_4-t_3}t+\frac{G\left(t_3\right)t_4-{\mathrm{Bt}}_3}{t_4-t_3}\·$