具体实施方式

下面结合实施例对本发明作进一步说明，但不应该理解为本发明上述主题范围仅限于下述实施例。在不脱离本发明上述技术思想的情况下，根据本领域普通技术知识和惯用手段，做出各种替换和变更，均应包括在本发明的保护范围内。

实施例1：

参见图1至图6，一种基于磁感应技术的无创脑血管自主调节功能监测系统，包括控制模块、激励源模块1、头部磁感应传感装置、无创血压监测传感器、血压采集模块3、磁感应信号采集模块2、鉴相器模块、信号预处理模块、特征量提取模块、脑血管自主调节指数计算模块5、统计分析模块和显示模块4。

所述控制模块向激励源传输激励磁场控制信号。

所述激励源模块1接收到激励磁场控制信号后，分别向头部磁感应传感装置和磁感应信号采集模块2传输激励信号。所述激励信号的幅值、频率可调。激励源模块1采用PXIe-5451。

所述激励源模块1向头部磁感应传感装置和磁感应信号采集模块2传输激励信号为交变正弦电流信号。

所述头部磁感应传感装置接收到激励信号后，在使用者头部所在区域产生激励交变磁场。在激励交变磁场作用下，使用者颅内产生感应磁场。

所述感应磁场强度与颅内容积变化所引起的电导率变化成正比。

所述头部磁感应传感装置监测脑磁感应信号，并传输至磁感信号采集模块。

所述头部磁感应传感装置包括激励线圈和检测线圈。

所述激励线圈用于接收激励信号，并产生激励交变磁场。

所述检测线圈用于监测脑磁感应信号。

使用者的头部佩戴头部磁感应传感装置，且头部与头部磁感应传感装置不接触。

所述磁感信号采集模块将接收到的脑磁感应信号、激励信号传输至鉴相器模块。

所述磁感信号采集模块对接收到的脑磁感应信号、激励信号进行了放大滤波。磁感信号采集模块、血压采集模块3采用PXIe-5124采集卡。

所述鉴相器模块对脑磁感应信号、激励信号进行处理，得到脑磁感应相位移数据，并传输至信号预处理模块。鉴相器模块采用Lab VIEW鉴相器。

所述无创血压监测传感器监测使用者的动脉压信号，并传输至血压采集模块3。

所述血压采集模块3将接收到的动脉压信号传输至信号预处理模块。

所述血压采集模块3对接收到的动脉压信号进行了放大滤波。

所述信号预处理模块对动脉压信号、脑磁感应相位移数据进行预处理，并传输至特征量提取模块。

所述预处理包括降采样、小波去基线、标准化、3dB低通滤波器滤波。数据预处理和特征提取采用MATLAB与Lab VIEW混合编程实现。

所述特征量提取模块对接收到的动脉压信号、脑磁感应相位移数据进行特征提取，得到脑电导率慢波信号与血压搏动慢波信号，并传输至脑血管自主调节指数计算模块5。

所述脑血管自主调节指数计算模块5根据接收到的脑电导率慢波信号与血压搏动慢波信号计算出脑血管自主调节指数。若脑血管自主调节指数为负，则脑血管自主调节功能受损。所述脑血管自主调节指数计算模块5采用Lab VIEW。

所述计算脑血管自主调节指数的步骤包括：

1)加窗计算脑电导率慢波信号与血压搏动慢波信号的皮尔森相关系数。

2)加窗计算皮尔森相关系数的平均值。所述皮尔森相关系数的平均值即为脑血管自主调节指数。

所述统计分析模块建立磁感应相位移信号、动脉压信号、脑血管自主调节指数时域图，脑血管自主调节指数频谱图，并计算出脑血管自主调节指数均值和中位数。

所述显示模块4显示磁感应相位移信号、动脉压信号、脑血管自主调节指数时域图，脑血管自主调节指数频谱图，脑血管自主调节指数均值和中位数。显示模块4、控制模块采用PXIe8133。

实施例2：

一种基于磁感应技术的无创脑血管自主调节功能监测系统，主要内容见实施例1，其中，该系统的原理为：基于人体全脑容积变化所引起的电导率变化的病理生理机制和脑血管自主调节损伤后慢波生成的特点，利用磁感应检测原理，用血压慢波激励下的颅内整体电导率响应替代颅内血容量响应，通过检测系统获取激励与响应信号进行脑血管自主调节系统功能的无创、连续监测。

实施例3：

参见图1至图6，一种基于磁感应技术的无创脑血管自主调节功能监测系统的使用方法包括：

当血压发生波动时，脑血管自主调节机制会通过收缩或舒张微小动脉血管，维持脑血流量相对恒定，保证脑部活动所需的稳定血流量供应。在这一内源性神经调节过程中，血管的收缩或舒张会引起颅内血液容积的变化，从而引起颅内整体电导率的变化。

当全脑处于激励交变磁场中时，磁感应检测的激励磁场覆盖了颅内所有小血管，由于磁感应作用，颅内产生感应磁场，其大小与颅内各成分容积变化所引起的电导率变化成正比。采用检测线圈可检测感应磁场的变化，获得在脑血管自主调节时颅内血容量的变化所带来的颅内整体电导率的变化。

在自发的动脉压慢波振荡激励下，脑血管自主调节系统的输出响应——脑血容量慢波振荡用颅内整体脑组织电导率的慢波振荡替代，通过分析激励与响应信号之间的幅值、相位等变化关系，建立脑血管自主调节指数，实现病理生理过程中，脑血管自主调节功能损伤情况的无创、连续监测。

当采用射频频率的电流通过螺旋线圈产生激励磁场B0时，激励场中的被测生物组织内部会产生感应磁场ΔB，采用检测螺旋线圈对感应磁场ΔB进行测量；当颅内血容积改变时，颅内整体电导率发生改变，检测线圈测量的感应磁场ΔB随之改变；通过检测线圈测得的感应磁场ΔB能够反映由颅内血液容积变化所引起的电导率变化，提取检测信号中的慢波振荡，作为脑血管自主调节系统响应。

通过检测线圈检测的磁感应信号，经过放大滤波后，通过采集卡送入上位计算机中，通过软件对信号进行处理后，提取检测信号与激励信号的慢波振荡信号。该信号表现了磁场中脑血管自主调节活动时引起的颅内整体电导率的变化。

通过外部心电触发同步无创获取动脉血压信号与磁感应信号，将自发的动脉血压慢波振荡作为激励，磁感应慢波振荡作为响应，进而通过软件算法，根据动脉血压慢波激励与磁感应慢波振荡响应的关系，分析脑血管自主调节系统，通过建立的脑血管自主调节指数，实现病理生理过程中，脑血管自主调节功能损伤情况的无创、连续监测。

实施例4：

参见图1至图6，一种基于磁感应技术的无创脑血管自主调节功能监测系统，包括控制模块、激励源模块1、头部磁感应传感装置、无创血压监测传感器、血压采集模块3、磁感应信号采集模块2、鉴相器模块、信号预处理模块、特征量提取模块、脑血管自主调节指数计算模块5、统计分析模块和显示模块4。

所述控制模块向激励源传输激励磁场控制信号。

所述激励源模块1接收到激励磁场控制信号后，分别向头部磁感应传感装置和磁感应信号采集模块2传输激励信号。所述激励信号的幅值、频率可调。

所述激励源模块1向头部磁感应传感装置和磁感应信号采集模块2传输激励信号为交变正弦电流信号。

所述头部磁感应传感装置接收到激励信号后，在使用者头部所在区域产生激励交变磁场。在激励交变磁场作用下，使用者颅内产生感应磁场。

所述感应磁场强度与颅内容积变化所引起的电导率变化成正比。

所述头部磁感应传感装置监测脑磁感应信号，并传输至磁感信号采集模块。

所述头部磁感应传感装置包括激励线圈和检测线圈。

所述激励线圈用于接收激励信号，并产生激励交变磁场。

所述检测线圈用于监测脑磁感应信号。

使用者的头部佩戴头部磁感应传感装置，且头部与头部磁感应传感装置不接触。

所述磁感信号采集模块将接收到的脑磁感应信号、激励信号传输至鉴相器模块。

所述磁感信号采集模块对接收到的脑磁感应信号、激励信号进行了放大滤波。

所述鉴相器模块对脑磁感应信号、激励信号进行处理，得到脑磁感应相位移数据，并传输至信号预处理模块。

所述无创血压监测传感器监测使用者的动脉压信号，并传输至血压采集模块3。

所述血压采集模块3将接收到的动脉压信号传输至信号预处理模块。

所述血压采集模块3对接收到的动脉压信号进行了放大滤波。

所述信号预处理模块对动脉压信号、脑磁感应相位移数据进行预处理，并传输至特征量提取模块。

所述预处理包括标准化、小波去基线和滤波。

所述特征量提取模块对接收到的动脉压信号、脑磁感应相位移数据进行特征提取，得到脑电导率慢波信号与血压搏动慢波信号，并传输至脑血管自主调节指数计算模块5。

所述脑血管自主调节指数计算模块5根据接收到的脑电导率慢波信号与血压搏动慢波信号计算出脑血管自主调节指数。若脑血管自主调节指数为负，则脑血管自主调节功能受损。

所述计算脑血管自主调节指数的步骤包括：

1)加窗计算脑电导率慢波信号与血压搏动慢波信号的皮尔森相关系数。

2)加窗计算皮尔森相关系数的平均值。所述皮尔森相关系数的平均值即为脑血管自主调节指数。

所述统计分析模块建立磁感应相位移信号、动脉压信号、脑血管自主调节指数时域图，脑血管自主调节指数频谱图，并计算出脑血管自主调节指数均值和中位数。

所述显示模块4显示磁感应相位移信号、动脉压信号、脑血管自主调节指数时域图，脑血管自主调节指数频谱图，脑血管自主调节指数均值和中位数。

一种基于磁感应技术的无创脑血管自主调节功能监测系统的使用方法包括：

1)将大脑放置于传感器中央，激励线圈位于听眉线位置，即与水平位置成22-25°夹角，检测线圈位于头顶与激励线圈平行，两线圈中央垂直距离为5-15cm。在激励线圈中施加交变电流，产生交变磁场B₀，大脑位于交变磁场内因电磁感应作用形成感应磁场ΔB，ΔB强度和分布主要由全脑的电导率分布确定；在血压变化激励下，颅内血管通过收缩或舒张调节血流，颅内整体血容量发生改变，从而引起全脑电导率变化，感应磁场ΔB随之改变；采用检测线圈对感应磁场ΔB进行测量，测量信号反应了在血压变化激励下的由颅内血容量变化所引起的全脑电导率变化。图2显示了一种可实现的磁感应监测传感器结构。该磁感应传感装置由两个线圈组成(一个激励线圈、一个检测线圈)，两线圈同轴放置，匝数为10匝。

2)使激励线圈生成一交变激励磁场，主要通过在激励线圈两端加以标准正弦交流电压；交流电源使用一高频正弦电压发生器，(在图3所示监测系统中，主要使用PXIe-5451，双通道输出，400MS/s采样率，输出信号频率0-145MHz，50Ω输出阻抗，16bit信号分辨率，2GB存储器容量)。在本发明中可用于生成不同频率的正弦信号，配合采集卡主要生成10MHz以下激励信号。产生的两路同频正弦信号，一路作为激励信号加载在激励线圈上，另一路作为相位计算参考信号输入采集卡。

3)采用检测线圈检测激励磁场信号和感应磁场信号，其相位包含反映由脑血管自主调节所引起的全脑容积电导率变化信息。比较该检测信号与参考信号相位，可得到某一时刻该检测线圈所在位置，脑部血管调节活动瞬间，全脑电导率变化所造成的扰动磁场大小。检测线圈测量信号与激励参考信号同步送入采集卡中，(图3所示监测系统中，主要使用PXIe-5124,双通道同步采样，12bit分辨率；最高实时采样率200MS/s；具有150MHz带宽的去噪及抗混叠滤波功能；每通道标准内存为8MB，最大为512MB)。采集控制集成于鉴相软件中。通过前面板选定的数据采集卡以及通道参数，实现对信号的连续或者间隔采集。每采集一次便获得一个长度为采样点数的二维数组。

4)采集的信号进行软件滤波处理，滤波采用3阶巴特沃兹滤波器实现，滤波带宽设置为0.5MHz，软件滤波后的检测信号与参考信号送入鉴相模块中进行相位差的检测，检测出的实时相位差信息就反应了脑部生理活动所引起的电导率变化的实时情况。鉴相算法主要采用FFT法。鉴相后获得的磁感应相位移信号通过鉴相模块降采样为1Hz信号。

5)通过无创连续血压监测仪无创采集外周血压信号，采集卡2以50Hz采样率采集外周血压信号，(图3所示监测系统中，主要使用另一块PXIe-5124)，将动脉压降采样至1Hz后与磁感应相位移信号同步。

6)对动脉压信号与磁感应信号进行预处理，如图4所示，主要包括降采样到1Hz，标准化，小波去基线，(可采用db5小波，7层分解重构去基线)。计算平均动脉压信号与平均磁感应相位移信号后，通过0.01-0.1Hz带通滤波提取脑电导率慢波与血压搏动慢波特征量(可采用3dB数字滤波器或FIR数字滤波器实现)。

7)通过自发的动脉压慢波振荡激励与磁感应相位移输出响应的时域、频域关系，分析脑血管自主调节系统的功能。图4所示为时域相关关系分析流程图，(标准化后，以10秒移动窗计算脑电导率慢波与血压搏动慢波信号的皮尔森移动相关系数，以5分钟移动窗计算平均皮尔森移动相关系数，相关系数为负则自主调节受损)，也可通过计算频域幅值、相位、相关性指数或非线性熵等指数分析脑血管自主调节系统的功能。

8)动物实验显示，基于磁感应技术的无创脑血管自主调节指数与有创颅内压脑血管自主调节监测指数具有相关性。图5(b)(a)分别为在缺血家兔与正常家兔监测获取的无创磁感应信号、有创颅内压信号、动脉压信号。图6为缺血家兔的有创和无创脑血管自主调节指数监测结果，基于磁感应技术的无创脑血管自主调节指数MIPx与有创颅内压反应指数PRx成反向变化。