CN104000573B - 基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统及方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统及方法，系统包括脉搏波信号获取与调理单元、脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元和用户交互单元；用户交互单元包括LCD液晶屏、触摸屏和SD卡。将压电传感器放置在体表动脉的任意两点位置并绑缚袖带，确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力，袖带内的气压达到该接触压力时检测脉搏波信号；截取脉搏波信号并规范化处理；计算分支血管通道的FIR模型；重建出中心动脉脉搏波并校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。运用从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识技术，使中心动脉脉搏波重建并不依赖于心血管系统先验函数或模型，实现了中心动脉脉搏波的个性化无创实时监测。

Description

基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统及方法

技术领域

本发明属于医疗设备技术领域，具体涉及一种基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统及方法。

背景技术

心血管病是当今威胁人类健康的最重要疾病。《中国心血管病报告2012》指出，我国心血管病患病人数仍呈快速增长态势，据估计，每年约有350万人死于心血管病，占总死亡原因的41％，我国心血管疾病现患病人数为2.9亿，每10秒就有1人死于心血管疾病。根据世界卫生组织公布的数据显示，全世界每三例死亡者，其中就有一例死于心血管疾病。由于心血管疾病的高致残率和死亡率，心血管疾病已成为我国乃至全世界最重要的公共卫生问题之一。

作为与心血管活动息息相关的信息载体，脉搏波蕴藏着极丰富的心血管系统病理、生理信息。全面评价人体心血管功能要综合考虑脉搏波的形态、强度、速率与节律等多个方面的特征信息。动脉血压更是临床治疗的常规项目，对预测心血管疾病有着重要价值。目前，上臂肱动脉脉搏波常用来评估人体血压水平。相比肱动脉，中心动脉脉搏波能更直接地反映心血管系统事件，中心动脉脉搏波测量的目的是实现能反应心脏与大动脉特性的生理参数的测量和监测，例如：主动脉收缩压、舒张压、平均压、心室射血分数、射血间期、心输出量、动脉顺应性、外周血管阻力与特性阻抗等。中心动脉压是主动脉根部承受的侧压力，从解剖学角度看，主动脉与左心室直接相连，是心脏、整个动脉系统即周围器官的连接点，其血压变化比肱动脉血压更能反应脏器功能。中心动脉压的检测在生理上有助于进一步解释人体动脉血压的形成与传导，在临床上也对心血管疾病的防治有重要指导作用。

近年来随着中心动脉压测量技术的发展和新的循证医学资料的出现，中心动脉压研究的重要性正得到越来越多的关注；目前中心动脉脉搏波可通过有创或无创手段测得，有创测压法将导管直接插入患者左心室或主动脉测量升主动脉压力，可准确、连续地记录脉搏波，也是检验各种无创方法准确性的金标准。但是这种有创的方法不仅费用昂贵，而且对人体造成的创伤很大，容易引起很多并发症，除此之外还要求实施医院有相当高的技术和设备。

过去几十年里，在心血管领域有大量学者致力于研究中心动脉压无创测量方法。已有研究证实中心动脉脉搏波与外周动脉脉搏波间存在一定的数学转换关系，这种关系可由时域ARMA、频域FFT等多种函数模型描述。由于无创脉搏波可在体表多处测量，而且操作简单、方便，由外周动脉脉搏波估计中心动脉脉搏波无疑为心血管系统检测与疾病的防治提供了一种新思路。现已应用于临床的中心动脉脉搏波无创测量法主要有替代法和传递函数法两种，替代法用颈动脉脉搏波近似替代升主动脉脉搏波，但测量不方便且估测误差一般较大。传递函数方法通过测量外周动脉(如桡动脉、肱动脉)脉搏波，利用函数转换关系间接推导出中心动脉脉搏波波形与压力值。目前为止，随着脉搏波无创测量技术的发展，人体表面多处脉搏波与中心动脉脉搏波间的传递函数已成功建立，只是精度与实用性有所不同。

早期传递函数的建立依赖于特定群体的心血管系统特性，称为广义传递函数法。其求解需以下三个步骤：1、分别用有创与无创手段采集实验群体的中心动脉脉搏波与外周动脉脉搏波；2、求出这一群体中每一个体的从中心动脉脉搏波到外周动脉脉搏波的传递函数，对所有传递函数求平均，获得广义传递函数；3、选出另一实验群体重复步骤1，对上述传递函数进行验证与修正；最后求得广义传递函数的逆变换用于主动脉波形的重建。由上可知，广义传递函数法假设实验群体中，心血管系统特性不存在个体间差异且不随时间变化，这显然与实际情况相悖。由于广义传递函数是一个群体心血管特性的平均，其与不同个体传递函数间的差异是不可避免的，强行将此方法应用于不同个体会引起较大误差，从而影响对心血管疾病的诊断。

为获得中心动脉脉搏波的细节信息，许多学者对广义传递函数法进行了修正，即传递函数的个性化，比如：考虑影响心血管系统特性的年龄、性别、药物作用等因素来修正广义传递函数。传递函数方法在经历了由广义传递函数法到个性化传递函数法的多次改进后，精度显著提高，但要应用于临床还有一些理论上与实际操作上的问题需要解决，首先，传递函数与脉搏波传导特性并无直接联系，其中各参数生理意义尚不明确；其次，这一方法仅通过单个部位外周动脉脉搏波和一个先验的传递函数来估计中心动脉脉搏波，忽略了心血管系统特性随时间的改变与个体间的差异；最后，传递函数的求解需要大量实验人群，还要采用有创测量手段，时间与物质成本较高。

目前，对于无创中心动脉压的测量，已经有多款产品问世。意大利公司的Pulsepen利用探头来测量颈动脉压，根据颈动脉来估计中心动脉压，同时利用心电模块来计算脉搏波传播速度。澳大利亚AtCor公司的SphygmoCor脉搏波分析仪采用高保真探头，使用表面压力法手工获取桡动脉脉搏波，通过验证的数学传递函数获得中心动脉压力波形，再以肱动脉平均动脉压和舒张压校正后计算中心动脉动脉压；日本欧姆龙公司的HEM-9000AI通过高保真探头自动获取桡动脉脉搏波第二收缩峰，以该峰值作为主要变量，通过特定线性回归方程，计算中心动脉压。两种无创性测量中心动脉脉搏波的仪器都是先采集桡动脉波形，然后用通用转换函数计算出中心动脉脉搏波，所估测的结果存在一定的差异性。另外，HEM-9000AI和SphygmoCor的设计、校准和验证以人群统计学数据为基础，患者个体化测量的精确性和可靠性也有待考证。无创中心动脉压的测量设备还有荷兰FMS公司的Finometer和Portapres，这两款产品利用基于压力指套和基于光电容积脉搏波的手指动脉压力连续测量法(Finapres)，可实现长达数小时的记录时间，并采用Modelflow技术计算血流动力学参数。

中国科学院深圳先进科学院杨平等人的中心血压波形重建模型及重建算法的发明专利(申请公布号：CN102499658A)，利用两段串联传输线模型，模拟升主动脉至上臂血管末梢之间的血压波传输过程。这样只需获取上臂血管末梢处血压波形，利用模型的传递函数便能重建中心血压波形。

上海交通大学的梁夫友等人提出的基于振荡式血压计信号的中心动脉压检测系统及方法的发明专利(申请公布号：CN103479343A)，将左上臂血压计在高袖带工作压条件下测得的震荡波信号放大获得肱动脉血压波的近似值，并将肱动脉血压波分解为前传、后传两个血压波分量，然后将肱动脉的前传和后传血压波分量进行相位迁移得到锁骨下动脉入口处中心动脉的前传和后传血压波分量；再通过合成中心动脉前传、后传血压波分量来重构中心主动脉脉搏波，并进行波解析，计算中心动脉的收缩压、舒张压和脉动压。

沈阳恒德医疗器械研发有限公司的姜胜利等人的无创中心动脉压检测仪及其检测方法的发明专利(申请公布号：CN103070678A)，发明了一种无创中心动脉压检测分析仪，利用传递函数方法对接收的肱动脉压力脉波信号进行计算分析，并将中心动脉压曲线、中心动脉压值、心搏量血流总阻力、动脉硬化指数、血压类型显示输出。

上述仪器可使中央心血管系统检测变得容易，分析结果可以提供更多临床有用信息，但使用传递函数的方法建立的先验的函数或模型没有考虑到心血管系统的时变性。而实际的人体的心血管系统还是时变的，但可以假定心血管系统在短时间内是稳定的(如5或10分钟内)，满足短时线性时不变特性。本系统可以通过实时更新心血管系统模型，达到对中央心血管系统的个性化实时监测。

发明内容

针对现有技术存在的不足，本发明提供一种基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统及方法。

本发明的技术方案是：

一种基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，包括脉搏波信号获取与调理单元、脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元和用户交互单元；

所述脉搏波信号获取与调理单元包括无创脉搏传感模块与脉搏波信号调理模块；

所述无创脉搏传感模块有两个，每个无创脉搏传感模块包括压电传感器、袖带、气泵、快速放气阀、慢速放气阀和气体压力传感器；压电传感器的探头通过袖带固定在体表动脉的任意一点位置上，气泵的输出端、快速放气阀的输出端、气体压力传感器的输入端分别通过导管与袖带连接，气体压力传感器的输出端、压电传感器的输出端通过脉搏波信号调理模块分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端连接，气泵的输入端、快速放气阀的输入端分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输出端连接；慢速放气阀通过导管与袖带连接；

所述用户交互单元包括LCD液晶屏、触摸屏和SD卡；

所述LCD液晶屏的输入端、触摸屏的输出端、SD卡的输入端分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元连接。

所述脉搏波信号调理模块包括压力信号获取电路和脉搏信号获取电路；

所述压力信号获取电路包括前置放大电路、压力信号低通滤波器和压力信号比例放大电路；前置放大电路的输入端连接气体压力传感器的输出端，前置放大电路的输出端连接压力信号低通滤波器的输入端，压力信号低通滤波器的输出端连接压力信号比例放大电路的输入端，压力信号比例放大电路的输出端连接脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端；

所述脉搏信号获取电路包括电荷放大电路、高通滤波器、脉搏波信号低通滤波器、脉搏波信号比例放大电路、陷波器和电平抬升电路；电荷放大电路的输入端连接压电传感器的输出端，电荷放大电路的输出端连接高通滤波器的输入端，高通滤波器的输出端连接脉搏波信号低通滤波器的输入端，脉搏波信号低通滤波器的输出端连接脉搏波信号比例放大电路的输入端，脉搏波信号比例放大电路的输出端连接陷波器的输入端，陷波器的输出端连接电平抬升电路的输入端，电平抬升电路的输出端连接脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端。

所述用户交互单元还包括与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端连接的按键。

所述LCD液晶屏用于显示采集到的体表两点脉搏波波形以及重建所得的中心动脉脉搏波形。

所述SD卡用于存储采集到的采集到的体表两点脉搏波波形数据和重建所得的中心动脉脉搏波形数据。

所述脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元设置有脉搏波数字信号处理模块和中心动脉脉搏波重建模块；

所述脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元用于对检测到的体表动脉的两点位置的脉搏波信号进行A/D转换，截取固定时间段的体表动脉的两点位置的脉搏波信号，并对截取的信号进行规范化处理，即进行数字滤波处理去除干扰，去除信号平均值并归一化处理，得到规范化的脉搏波数据；

所述中心动脉脉搏波重建模块用于利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型，根据辨识出的两路分支血管通道的FIR模型和体表动脉的两点位置的脉搏波信号重建出中心动脉脉搏波，并将重建出的中心动脉脉搏波校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。

采用所述的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统进行中心动脉脉搏波监测的方法，包括以下步骤：

步骤1：将两个压电传感器分别放置在被试者体表动脉的任意两点位置，并在两个压电传感器外绑缚袖带；

步骤2：确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力，即最大脉搏波幅值时袖带内的气体压力；

步骤2.1：通过气泵向袖带充入气体，袖带内的气压不断增加；

步骤2.2：分别获取袖带内的气压信号和脉搏波信号，当袖带内的气压达到设定的最大压力时，关闭快速放气阀并通过慢速放气阀放气；

步骤2.3：两个压电传感器分别检测体表动脉的该两点位置的脉搏波信号，并记录最大的幅值时脉搏波所对应的袖带内的气体压力值，即确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力；

步骤2.4：当袖带内的气压下降到设定的最小压力时，打开快速放气阀放出气体；

步骤3：通过气泵向袖带充入气体，袖带内的气压达到脉搏波在最大幅值时对应的接触压力时，两个压电传感器分别检测体表动脉的该两点位置的脉搏波信号；

步骤4：对检测到的体表动脉的两点位置的脉搏波信号进行A/D转换；

步骤5：截取固定时间段的体表动脉的两点位置的脉搏波信号，并对截取的信号进行规范化处理：进行数字滤波处理去除干扰，去除信号平均值并归一化处理，得到规范化的脉搏波数据；

步骤6：利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型；

步骤6.1：将脉搏波从中心动脉到体表动脉的两点位置的传导过程描述为分支血管通道的FIR模型，中心动脉脉搏波作为输入，体表两点位置的测得的脉搏波形作为输出；

步骤6.2：利用从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识算法辨识出两路分支血管通道的FIR模型；

步骤7：根据辨识出的两路分支血管通道的FIR模型和体表动脉的两点位置的脉搏波信号重建出中心动脉脉搏波；

步骤8：将重建出的中心动脉脉搏波校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。

有益效果：

本发明运用从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识技术，通过从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识算法，使中心动脉脉搏波的重建并不依赖于心血管系统的先验函数或模型，既考虑了个体间差异，又考虑了个体本身的经时差异，实现了中心动脉脉搏波的个性化无创实时监测。

附图说明

图1是本发明具体实施方式的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统结构示意图；

图2是本发明具体实施方式的无创脉搏传感模块结构框图；

图3是本发明具体实施方式的电荷放大电路原理图；

图4是本发明具体实施方式的达林顿管驱动气泵和快速放气阀的电路原理图；

图5是本发明具体实施方式的脉搏波信号调理模块结构框图；

图6是本发明具体实施方式的前置放大电路原理图；

图7是本发明具体实施方式的压力信号低通滤波器电路和放大电路原理图；

图8是本发明具体实施方式的高通滤波电路与脉搏波信号低通滤波器电路原理图；

图9是本发明具体实施方式的脉搏波信号比例放大电路原理图；

图10是本发明具体实施方式的陷波器原理原理图；

图11是本发明具体实施方式的电平抬升电路原理图；

图12是本发明具体实施方式的检测压电传感器发出的脉搏波信号的流程图；

图13是本发明具体实施方式的

图14是本发明具体实施方式的利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型，进而重建出具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波的过程；

图15是本发明具体实施方式的中心动脉脉搏波及其所表示的生理参数示意图；

图16是本发明具体实施方式的中心动脉脉搏波原始波形及使用T-Tube模型生成的肱动脉脉搏波、股动脉脉搏波波形，其中，(a)为中心动脉脉搏波原始波形，(b)为肱动脉脉搏波形，(c)为股动脉脉搏波波形；

图17是本发明具体实施方式的肱动脉脉搏波、股动脉脉搏波经系统重建得到的中心动脉脉搏波波形；

图18是本发明具体实施方式的中心动脉脉搏波监测方法流程图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细说明。

本实施方式的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，如图1所示，包括脉搏波信号获取与调理单元、脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元和用户交互单元；

脉搏波信号获取与调理单元包括无创脉搏传感模块与脉搏波信号调理模块；

无创脉搏传感模块有两个，每个无创脉搏传感模块包括压电传感器、袖带、气泵、快速放气阀、慢速放气阀和气体压力传感器；如图2所示，压电传感器的探头通过袖带固定在体表动脉的任意一点位置上，气泵的输出端、快速放气阀的输出端、气体压力传感器的输入端分别通过导管与袖带连接，气体压力传感器的输出端、压电传感器的输出端通过脉搏波信号调理模块分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端连接，气泵的输入端、快速放气阀的输入端分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输出端连接；慢速放气阀通过导管与袖带连接；

压电传感器以PVDF压电薄膜制作的压电传感器为例来实现，PVDF称作聚偏二氟乙烯，具备良好的柔性特征，可适用于大幅度的形变，十分适合制成传感器并应用在脉搏测量中。当PVDF压电薄膜传感器变形时，在电极表面就会出现电荷，两层电极表面聚集的电荷量相等，极性相反。因此，可以把PVDF压电薄膜看作是一个自身带有电容性质的静电荷发生器。当需要PVDF压电薄膜输出电荷时，可以把PVDF压电薄膜等效为一个电荷源与一个电容相并联的电荷等效电路。由于直接由PVDF压电薄膜输出的电荷信号十分的微弱，所以只有当PVDF压电薄膜传感器与相匹配的前置电路相连接时，才能构成完整的信号输出，由于PVDF压电薄膜的内阻较大，因此，通常将传感器的输出信号输入到前置电路的高输入阻抗第一级放大电路中，变换成低阻抗的输出信号。为了达到稳定的工作状态，获得较高的增益，本实施方式的PVDF压电薄膜传感器的前置电路为电荷放大电路，如图3所示，此电荷放大器设计截止频率为0.1Hz。将PVDF压电薄膜传感器探头使用袖带固定在体表动脉的任意两点位置上，可将体表外周动脉脉搏波在人的体表动脉处如桡动脉、颈动脉，肱动脉、股动脉、脚背动脉等的皮肤附近引起微弱的脉搏压力波转化为电信号。

气体压力传感器以压力传感器MPXM2053为例实现，该芯片具有非常高的精度，输出的电压信号与压力信号成线性关系，并且它还具有偏移校准和温度补偿等功能。压力传感器主要是把压力信号转换成电压信号，经处理后最终获得能被采样的压力信号。压力信号就是加在袖带里的绝对压力，它里面也包含动脉的振动压力，由于肱动脉的振动信号远小于袖带里的压力，所以在提取压力信号时，振动信号可以忽略，采集的压力值可以视为压电传感器与身体接触的压力值。由于压力信号相当于直流信号，所以信号的频率很低，压力信号是正信号，可以直接进行AD采样。

气泵以型号CJP37为例，用于为袖带充气，该气泵有两个引脚，分别为电源正极和负极。该气泵的额定电压是DC6V，额定电流小于430mA，空载流量大于1.8LPM，最大压力大于400mmHg，噪声是63dB，绝缘等级是A级，使用流体是空气。快速放气阀以型号CJV13为例，用于快速放出袖带内气体，该快速放气阀有两个引脚，不分正负极。额定电压为DC6V，额定电流是150mA，直流阻抗100欧±10％，绝缘等级A级，使用流体是空气，最低工作电压是3.5V。ARM处理器开发板的输出的电流比较小，而气泵和快速放气阀的工作电流都很大，因此选择驱动芯片以高电压大电流八达林顿晶体管陈列ULN2803为例来驱动气泵和快速放气阀工作。达林顿管驱动快速放气阀和气泵的电路如图4所示。系统通过ARM的I/O引脚高低电平来控制快速放气阀和气泵的工作状态。

袖带采用的是普通血压计袖带，慢速放气阀使用的是血压计匀速放气阀。

脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元由三星公司的型号为S3C6410的ARM中央处理器开发板实现，中央处理器的主频为533MHz，板载RAM为256M，芯片内部包含AD功能、SPI接口和LCD控制功能，支持SD卡启动，本实施方式中，处理器固件的编译环境具体为ADS1.2，使用编译语言为C。

脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元设置有脉搏波数字信号处理模块和中心动脉脉搏波重建模块；

脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元用于对检测到的体表动脉的两点位置的脉搏波信号进行A/D转换，截取固定时间段的体表动脉的两点位置的脉搏波信号，并对截取的信号进行规范化处理，即进行数字滤波处理去除干扰，去除信号平均值并归一化处理，得到规范化的脉搏波数据；

中心动脉脉搏波重建模块用于利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型，根据辨识出的两路分支血管通道的FIR模型和体表动脉的两点位置的脉搏波信号重建出中心动脉脉搏波，并将重建出的中心动脉脉搏波校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。

如图5所示，脉搏波信号调理模块包括压力信号获取电路和脉搏信号获取电路；

压力信号获取电路包括前置放大电路、压力信号低通滤波器和压力信号比例放大电路；前置放大电路的输入端连接气体压力传感器的输出端，前置放大电路的输出端连接压力信号低通滤波器的输入端，压力信号低通滤波器的输出端连接压力信号比例放大电路的输入端，压力信号比例放大电路的输出端连接脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端；

前置放大电路由三运放差动放大电路组成，本实施方式采用集成芯片AD620芯片实现，电路如图6所示。信号经过前置放大电路后，进入压力信号低通滤波器，压力信号低通滤波器采用压控电压源二阶低通滤波电路，压控增益为1.57、截止频率为0.05Hz。经过压力信号低通滤波后的信号去除了脉搏信号和噪声，可以近似看作直流信号，此后信号经过压力信号比例放大电路(同相比例放大电路)，输出至脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元，压力信号低通滤波器电路和放大电路原理如图7所示。

脉搏信号获取电路包括电荷放大电路、高通滤波器、脉搏波信号低通滤波器、脉搏波信号比例放大电路、陷波器和电平抬升电路；电荷放大电路的输入端连接压电传感器的输出端，电荷放大电路的输出端连接高通滤波器的输入端，高通滤波器的输出端连接脉搏波信号低通滤波器的输入端，脉搏波信号低通滤波器的输出端连接脉搏波信号比例放大电路的输入端，脉搏波信号比例放大电路的输出端连接陷波器的输入端，陷波器的输出端连接电平抬升电路的输入端，电平抬升电路的输出端连接脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端。

高通滤波器的截止频率为0.05Hz、脉搏波信号低通滤波器的截止频率为45Hz，分别去除低频基线漂移信号和高频干扰信号，本实施方式中，高通滤波器和脉搏波信号低通滤波器均选择压控电压源二阶滤波电路，压控增益为1.57，高通滤波电路与脉搏波信号低通滤波器电路如图8所示，经过滤波后，进入二级比例放大电路和50Hz工频陷波电路，本实施方式中，脉搏波信号比例放大电路采用同相比例放大电路，如图9所示。50Hz工频陷波器采用双二阶环工频陷波器，调整滑动变阻器使50Hz时信号幅度最小，以去除工频干扰，电路如图10所示。最后，信号经过电平抬升电路，调整滑动变阻器，使脉搏信号抬升至可被A/D采集到的电压范围，电平抬升电路原理如图11所示。处理后的脉搏波信号输出至脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元。

用户交互单元包括LCD液晶屏、触摸屏、SD卡和按键；LCD液晶屏的输入端、触摸屏的输出端、SD卡的输入端分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元连接，按键与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端连接。

LCD液晶屏用于显示采集到的体表两点脉搏波波形以及重建所得的中心动脉脉搏波形。

SD卡用于存储采集到的采集到的体表两点脉搏波波形数据和重建所得的中心动脉脉搏波形数据。

在用户交互单元中，LCD液晶屏以群创公司型号为AT070TN92的LCD液晶屏为例，配置ARM处理器中的相关LCD控制寄存器，完成数据的波形的显示和数据的输入和系统的控制。本实施方式的SD卡以搭载FAT16文件系统的SD卡为例，根据FAT16文件系统的文件创建读写的规范，SD卡与主控芯片ARM间通过SPI接口实现通信。在进行SD卡初始化时，SPI输出时钟频率设置为330Khz，SD卡初始化成功后，对SD卡数据进行读写操作时，将SPI输出时钟频率设置为16.5MHz。实现对不同用户数据和脉搏波的存储。此外，系统还包括KEY1～KEY4按钮、Reset按钮，与ARM处理器连接，通过外中断的方式，在各个按键中断服务子程序中实现相应的功能，实现用户交互。

本实施方式的中心动脉脉搏波监测系统由电压为+5V、-5V、+3.3V的电源供电，其中，+5V、-5V提供给脉搏波信号调理模块，+5V同时为ARM开发板、LCD液晶屏供电，+3.3V为SD卡和触摸屏供电。5V由220V经型号为JMD35-A开关电源得到，+3.3V由线性稳压芯片AMS1117-3.3转换得到，-5V由电压转换芯片ICL7660S得到。

采用基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统进行中心动脉脉搏波监测的方法，如图18所示，包括以下步骤：

步骤1：将两个压电传感器分别放置在被试者体表动脉的任意两点位置，并在两个压电传感器外绑缚袖带；

步骤2：确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力，即最大脉搏波幅值时袖带内的气体压力；

步骤2.1：通过气泵向袖带充入气体，袖带内的气压不断增加；

步骤2.2：分别获取袖带内的气压信号和脉搏波信号，当袖带内的气压达到设定的最大压力时，关闭快速放气阀并通过慢速放气阀放气；

步骤2.3：两个压电传感器分别检测体表动脉的该两点位置的脉搏波信号，并记录最大的幅值时脉搏波所对应的袖带内的气体压力值，即确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力；

步骤2.4：当袖带内的气压下降到设定的最小压力时，打开快速放气阀放出气体；

将压电传感器至于被试者体表动脉的任意两点位置并充分接触，将可充气放气的弹性袖带缚在两处压电传感器上，如上臂、腕部或腿部的动脉，在袖带中充入一定压力的气体，检测压电传感器发出的脉搏波信号如图12所示，ARM处理器控制气泵工作，袖带内开始由气泵自动充气，到达设定的最大压力180mmHg，ARM处理器关闭快速放气阀，此时通过慢速放气阀放气。等待2秒时间后，ARM处理器开始采集接触压力信号和脉搏波信号，在这个过程中ARM处理器自动记录最大的信号强度的脉搏波所对应的接触压力值。到达指定压力即60mmHg，脉搏波检测完成，ARM处理器控制快速放气阀打开，放出气体。

步骤3：通过气泵向袖带充入气体，袖带内的气压达到脉搏波在最大幅值时对应的接触压力时，两个压电传感器分别检测体表动脉的该两点位置的脉搏波信号；

步骤4：对检测到的体表动脉的两点位置的脉搏波信号进行A/D转换；

步骤5：截取固定时间段的体表动脉的两点位置的脉搏波信号，并对截取的信号进行规范化处理：进行数字滤波处理去除干扰，去除信号平均值并归一化处理，得到规范化的脉搏波数据；

采集到的体表动脉的两点位置的脉搏波经过A/D转换为数字信号后，使用FIR滤波器对实测的两路脉搏波信号进行45Hz低通数字滤波，然后进行去均值和归一化预处理操作，得到待重建的两路外周动脉脉搏波，去均值的具体方法为：求出信号的平均值，然后用原信号减去平均值，即可去掉信号均值；归一化操作需要找到信号的最大值和最小值，然后用原信号除以最大值与最小值的差，即可将原信号映射到-1至+1的范围内，完成归一化操作。

步骤6：利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型；

步骤6.1：将脉搏波从中心动脉到体表动脉的两点位置的传导过程描述为分支血管通道的FIR模型，中心动脉脉搏波作为输入，体表两点位置的测得的脉搏波形作为输出；

步骤6.2：利用从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识算法辨识出两路分支血管通道的FIR模型；

基于两点脉搏波的中心动脉脉搏波盲辨识技术重建方法的原理是基于多通道盲辨识方法(MultichannelBlindSystemIdentification,MBSI)。MBSI是盲信号处理技术的一个分支，是指利用系统输出的多路信号结合某些辅助信息来估计系统输入与各通道模型或特征。

SIMO盲辨识算法应用到心血管系统如图13所示：将心血系统视为一个单输入双输出(SingleInputMultipleOutput，SIMO)系统。左心室向主动脉射血产生的波形(通常取升主动脉脉搏波作为中心动脉脉搏波形)视为盲辨识系统的输入信号P_a，而在远心端不同的动脉分支(例如颈动脉、肱动脉和股动脉等)的脉搏波信号视为系统的各路输出信号P₁、P₂，将脉搏波在血管中的搏动和传输和各路分支视为系统的通道h₁、h₂。这里认为两路脉搏信号之间不存在公共的零点。因此，中心动脉脉搏波重建方法即为由多路输出信号(即体表多点脉搏波)估计各通道的传递函数和输入信号(即中心动脉脉搏波)。脉搏波传导特性可满足FIR模型的三个假设条件，首先，心血管系统状态在短时间内是稳定的，满足线性时不变特性；其次，由于不同外周动脉处脉搏波形态差异较大，可认为各通道传递函数是互质的，即没有公共零点；最后，假设主动脉脉搏波的高频成分高于滤波器阶次，则FIR模型不会将高频噪声引入估计的源信号。对两路外周脉搏波运用盲辨识算法即可实现各通道FIR模型系数的估计。

步骤7：根据辨识出的两路分支血管通道的FIR模型和体表动脉的两点位置的脉搏波信号重建出中心动脉脉搏波；

步骤8：将重建出的中心动脉脉搏波校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。

如图14所示，利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型，进而重建出具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波的过程如下：

(1)建立体表两点位置的测得的脉搏波形p₁,p₂与两两路分支血管通道h₁,h₂间的等价交叉关系。

$\underset{k=0}{\overset{L-1}{\mathrm{\Σ}}}{h}_1\left(k\right)p_2(t-k)-\underset{k=0}{\overset{L-1}{\mathrm{\Σ}}}{h}_2\left(k\right)p_1(t-k)=e\left(t\right),t\∈[L-1,N-1]---\left(1\right)$

其中，L为两个通道h₁,h₂的阶次，N为体表两点位置的测得的脉搏波形P₁,P₂的采样点数，这里两个通道的L和N都分别相等，上式可以写成矩阵的形式对应到每一个时间t，如下式所示：

$P_i=\left[\begin{array}{cccc}{P}_i\left(0\right)& P_i\left(1\right)& ...& P_i(L-1)\\ P_i\left(1\right)& P_i\left(2\right)& ...& P_i\left(L\right)\\ .& .& & .\\ .& .& ...& .\\ .& .& & .\\ P_i(N-L)& P_i(N-L+1)& ...& P_i(N-1)\end{array}\right],i\∈\left[\mathrm{1,2}\right]---\left(3\right)$

P_i是一个(N-L+1)×L阶的Hankel矩阵，包含体表两点位置的测得的脉搏波形数据。

h_i＝[h_i(L-1)h_i(L-2)…h_i(0)]^T，i∈[1,2](4)

这是一个L×1阶的向量，表征了各通道的FIR模型参数。

e＝[e(0)e(1)…e(N-L)]^T(5)

这是一个(N-L+1)×1阶的噪声向量，可以看作系统的噪声或模型误差。

这里e可以看作系统的噪声或者是模型的误差。取L＝L_max，L_max为通道最大阶次，包含了真正的通道阶数；P₁,P₂为系统输入矩阵，H为系统的系数矩阵，设置误差e＝0。

(2)确定两路通道阶次L，并计算h₁,h₂系数。

对于一个固定的通道阶数L，通过使得e最小来估计h的非平凡解，这个最优化问题得到明确解，对于矩阵P_L的自相关矩阵R_L＝P_L ^TP_L，选择矩阵最小的特征值对应的特征向量来求解，这里采用特征值分解(SVD)方法，在阶数L确定后，即可求解出各通道的FIR模型参数，进而建立出各通道的FIR模型。

(3)重建输入中心动脉脉搏波波形P_a。

求出两个通道的FIR模型参数之后，根据信道参数，进行傅里叶变换，然后进行逆傅里叶变换，由频域变换的方法，求解出原中心动脉脉搏波形。

此时求解出的中心动脉脉搏波波形具有不确定性，输入信号幅值会被放大或缩小，因此需要对重建出的中心动脉脉搏波波形幅值进行校正。这里使用肱动脉收缩压、舒张压，得到肱动脉的平均动脉压，来矫正P_a幅值。依据Poiseuille’s定律，外周动脉压的平均值与中心动脉压的平均值接近：

$P_a^{*}\left(t\right)=P_a\left(t\right)\frac{\underset{t=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}{P}_{p1}\left(t\right)}{\underset{t=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}{P}_a\left(t\right)}---\left(6\right)$

式中：P_p1(t)为输入的幅值正确的脉搏波，P_a(t)为校准前的中心动脉脉搏波，P_a ^*(t)为具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。

可以根据本实施方式重建出的中心动脉脉搏波和从中心动脉脉搏波到体表动脉脉搏波的分支血管模型计算出中心动脉的收缩压、舒张压、脉压等生理参数，中心动脉脉搏波如图15所示，中心动脉收缩压(cSBP)＝P₂，中心动脉舒张压(cDBP)＝P₀，中心动脉脉压(cPBP)＝P₁，中心动脉反射波增压(AUG)＝P₂-P₁，反射波增压指数(AI)＝(P₂-P₁)/(P₂-P₀)，射血时间(ED)＝P₀至P₃的时间。

图16(a)为中心动脉脉搏波原始波形，使用T-Tube模型生成的对应的肱动脉脉搏波和股动脉脉搏波波分别如图16(b)和图16(c)所示。对肱动脉脉搏波(图16(b))和股动脉脉搏波(图16(c))应用从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识算法，重建出的中心动脉脉搏波波形如图17所示。

Claims (6)

1.一种基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，其特征在于：包括脉搏波信号获取与调理单元、脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元和用户交互单元；

所述脉搏波信号获取与调理单元包括无创脉搏传感模块与脉搏波信号调理模块；

所述无创脉搏传感模块有两个，每个无创脉搏传感模块包括压电传感器、袖带、气泵、快速放气阀、慢速放气阀和气体压力传感器；压电传感器的探头通过袖带固定在体表动脉的任意一点位置上，气泵的输出端、快速放气阀的输出端、气体压力传感器的输入端分别通过导管与袖带连接，气体压力传感器的输出端、压电传感器的输出端通过脉搏波信号调理模块分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端连接，气泵的输入端、快速放气阀的输入端分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输出端连接；慢速放气阀通过导管与袖带连接；

所述用户交互单元包括LCD液晶屏、触摸屏和SD卡；

所述LCD液晶屏的输入端、触摸屏的输出端、SD卡的输入端分别与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元连接;

所述脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元设置有脉搏波数字信号处理模块和中心动脉脉搏波重建模块；

所述脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元用于对检测到的体表动脉的两点位置的脉搏波信号进行A/D转换，截取固定时间段的体表动脉的两点位置的脉搏波信号，并对截取的信号进行规范化处理，即进行数字滤波处理去除干扰，去除信号平均值并归一化处理，得到规范化的脉搏波数据；

所述中心动脉脉搏波重建模块用于利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型，根据辨识出的两路分支血管通道的FIR模型和体表动脉的两点位置的脉搏波信号重建出中心动脉脉搏波，并将重建出的中心动脉脉搏波校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。

2.根据权利要求1所述的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，其特征在于：所述脉搏波信号调理模块包括压力信号获取电路和脉搏信号获取电路；

所述压力信号获取电路包括前置放大电路、压力信号低通滤波器和压力信号比例放大电路；前置放大电路的输入端连接气体压力传感器的输出端，前置放大电路的输出端连接压力信号低通滤波器的输入端，压力信号低通滤波器的输出端连接压力信号比例放大电路的输入端，压力信号比例放大电路的输出端连接脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端；

所述脉搏信号获取电路包括电荷放大电路、高通滤波器、脉搏波信号低通滤波器、脉搏波信号比例放大电路、陷波器和电平抬升电路；电荷放大电路的输入端连接压电传感器的输出端，电荷放大电路的输出端连接高通滤波器的输入端，高通滤波器的输出端连接脉搏波信号低通滤波器的输入端，脉搏波信号低通滤波器的输出端连接脉搏波信号比例放大电路的输入端，脉搏波信号比例放大电路的输出端连接陷波器的输入端，陷波器的输出端连接电平抬升电路的输入端，电平抬升电路的输出端连接脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端。

3.根据权利要求1所述的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，其特征在于：所述用户交互单元还包括与脉搏波信号处理与中心动脉脉搏波重建单元的输入端连接的按键。

4.根据权利要求1所述的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，其特征在于：所述LCD液晶屏用于显示采集到的体表两点脉搏波波形以及重建所得的中心动脉脉搏波形。

5.根据权利要求1所述的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统，其特征在于：所述SD卡用于存储采集到的采集到的体表两点脉搏波波形数据和重建所得的中心动脉脉搏波形数据。

6.采用权利要求1所述的基于体表两点脉搏波的中心动脉脉搏波监测系统进行中心动脉脉搏波监测的方法，其特征在于：包括以下步骤：

步骤1：将两个压电传感器分别放置在被试者体表动脉的任意两点位置，并在两个压电传感器外绑缚袖带；

步骤2：确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力，即最大脉搏波幅值时袖带内的气体压力；

步骤2.1：通过气泵向袖带充入气体，袖带内的气压不断增加；

步骤2.2：分别获取袖带内的气压信号和脉搏波信号，当袖带内的气压达到设定的最大压力时，关闭快速放气阀并通过慢速放气阀放气；

步骤2.3：两个压电传感器分别检测体表动脉的该两点位置的脉搏波信号，并记录最大的幅值时脉搏波所对应的袖带内的气体压力值，即确定脉搏波在最大幅值时对应的接触压力；

步骤2.4：当袖带内的气压下降到设定的最小压力时，打开快速放气阀放出气体；

步骤3：通过气泵向袖带充入气体，袖带内的气压达到脉搏波在最大幅值时对应的接触压力时，两个压电传感器分别检测体表动脉的该两点位置的脉搏波信号；

步骤4：对检测到的体表动脉的两点位置的脉搏波信号进行A/D转换；

步骤5：截取固定时间段的体表动脉的两点位置的脉搏波信号，并对截取的信号进行规范化处理：进行数字滤波处理去除干扰，去除信号平均值并归一化处理，得到规范化的脉搏波数据；

步骤6：利用体表两点位置脉搏波计算分支血管通道的FIR模型；

步骤6.1：将脉搏波从中心动脉到体表动脉的两点位置的传导过程描述为分支血管通道的FIR模型，中心动脉脉搏波作为输入，体表两点位置的测得的脉搏波形作为输出；

步骤6.2：利用从中心动脉脉搏波到体表外周动脉脉搏波的双通道盲辨识算法辨识出两路分支血管通道的FIR模型；

步骤7：根据辨识出的两路分支血管通道的FIR模型和体表动脉的两点位置的脉搏波信号重建出中心动脉脉搏波；

步骤8：将重建出的中心动脉脉搏波校准成具有真实压力幅值的中心动脉脉搏波。