專利名稱：基于微波、射頻多普勒效應(yīng)的血液動(dòng)力學(xué)檢測(cè)方法及其裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種檢測(cè)方法及裝置，尤其是利用微波、射頻多普勒效應(yīng)，對(duì)視力可及或淺表的血管內(nèi)血液的流速進(jìn)行實(shí)時(shí)無(wú)損檢測(cè)的方法及裝置。

背景技術(shù)：
血流速測(cè)量技術(shù)在醫(yī)療上有非常重要的實(shí)用價(jià)值，可以為醫(yī)生提供有效的診斷信息，也可在手術(shù)中為醫(yī)生的校正操作提供及時(shí)、精確和有效的信息。血流速度測(cè)量可極大地減少由于早期技術(shù)性問(wèn)題而引起的術(shù)后并發(fā)癥的發(fā)生，比如移植手術(shù)中血管縫合的不暢通問(wèn)題。在醫(yī)學(xué)技術(shù)快速發(fā)展的時(shí)代，這種技術(shù)為手術(shù)成功提供了必要條件保證血管的通暢性，同時(shí)也可以作為血壓測(cè)量的一種補(bǔ)充。對(duì)醫(yī)生而言，使用該項(xiàng)技術(shù)可以提高對(duì)病人的監(jiān)護(hù)標(biāo)準(zhǔn)，為手術(shù)后病人的護(hù)理方案提供依據(jù)，降低醫(yī)生誤診的心理負(fù)擔(dān)。對(duì)醫(yī)院而言，該項(xiàng)技術(shù)除了可以改善醫(yī)療質(zhì)量、減少醫(yī)療事故、避免再次手術(shù)，減輕患者的痛苦，還可以減少醫(yī)療訴訟案及醫(yī)院承擔(dān)的責(zé)任。血?jiǎng)恿z測(cè)的信息還可以作為醫(yī)生對(duì)心血管系統(tǒng)疾病診斷的一種潛在的輔助手段。
現(xiàn)有的血流速測(cè)量技術(shù)主要有三種，分別利用了超聲多普勒效應(yīng)、電磁感應(yīng)和激光多普勒效應(yīng)。三項(xiàng)技術(shù)分別具有自己的一些優(yōu)勢(shì)，但是同時(shí)也都存在著一些不足。比如超聲多普勒或電磁感應(yīng)技術(shù)對(duì)探頭的位置，角度非常敏感，可控性差、操作要求比較高。激光多普勒技術(shù)則容易受到外界光的干擾，并且不適合測(cè)量單個(gè)血管的血流速。
目前有如下一些專利涉及到了微波多普勒測(cè)量流速的研究 專利一(美國(guó)專利號(hào)4167736)設(shè)計(jì)了基本的微波多普勒測(cè)量所需的硬件，包括天線，微波電路等，屬于較早利用該方法測(cè)量流速的專利之一。
專利二(美國(guó)專利號(hào)4091385)給出了一種校準(zhǔn)方法，能夠在沒(méi)有第三方測(cè)速手段定標(biāo)的情況，獨(dú)立給出有效的速度測(cè)量值。
專利三(WO專利號(hào)2001061283A1)能夠測(cè)量混合流體的平均速度，而且給出了一套算法，能夠利用反射功率來(lái)計(jì)算不同流體所占的百分比，在后續(xù)信號(hào)處理中引入了數(shù)字信號(hào)算法。
專利四(美國(guó)專利號(hào)5315880)除了利用微波多普勒效應(yīng)來(lái)測(cè)量流速外，還利用了一個(gè)超聲波發(fā)生器測(cè)量導(dǎo)管的橫截面積，從而利用完全無(wú)損的方法求得單位時(shí)間內(nèi)流量。
但是，這些專利均沒(méi)有直接用于血流的測(cè)量。專利五(美國(guó)專利號(hào)US7263398B2)給出了一種利用微波脈沖測(cè)量血管中的血流量的方法和裝置，但其需要將隔開(kāi)一定距離的同軸收發(fā)天線插入血管，通過(guò)測(cè)量微波脈沖在血管中的時(shí)延來(lái)測(cè)量血管中的血流量。這是一種有損傷、侵入式的測(cè)量方法，易造成血液檢測(cè)過(guò)程中的意外感染。


發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是針對(duì)現(xiàn)有技術(shù)的不足而給出的一種基于微波、射頻多普勒效應(yīng)，對(duì)視力可及或淺表的血管內(nèi)血液的流速進(jìn)行實(shí)時(shí)無(wú)損檢測(cè)的方法及裝置，本發(fā)明利用血流對(duì)微波、射頻信號(hào)的互作用產(chǎn)生的多普勒效應(yīng)，通過(guò)相干檢測(cè)獲取信號(hào)準(zhǔn)確的多普勒頻移，從而測(cè)得血管中血流的速度信息。
本發(fā)明的目的是這樣實(shí)現(xiàn)的 一種基于微波、射頻多普勒效應(yīng)的血液動(dòng)力學(xué)檢測(cè)方法，其特征在于該方法包括以下具體步驟 a)、將一發(fā)射天線及一接收天線分別緊貼在待測(cè)者血管外壁上或血管外的皮膚上，發(fā)射電磁波的方向和血管軸向呈一個(gè)夾角，該夾角的范圍在0～30°；接收天線的位置與發(fā)射天線的位置沿血管或緊靠血管兩側(cè)，并隔開(kāi)一定距離；發(fā)射天線連接微波或射頻收發(fā)模塊的一信號(hào)放大器；接收天線連接微波或射頻收發(fā)模塊的一帶通濾波器； b)、根據(jù)血流速度、多普勒信號(hào)的頻率分辨率、電磁波的傳播衰減等因素，設(shè)定微波或射頻信號(hào)的頻率； c)、將微波或射頻信號(hào)的一部分經(jīng)功率分配器進(jìn)入混頻器的本振端，作為本振信號(hào)，微波或射頻信號(hào)的另一部分經(jīng)放大后由發(fā)射天線發(fā)射，經(jīng)血流多普勒頻移調(diào)制的已調(diào)微波或射頻信號(hào)通過(guò)接收天線接收，進(jìn)入混頻器的射頻信號(hào)端，作為測(cè)血流的接收信號(hào)；本振信號(hào)與已調(diào)微波或射頻信號(hào)經(jīng)混頻器相干差頻作用后在混頻器的低頻輸出端輸出多普勒低頻信號(hào)；并濾除其中的零頻直流信號(hào)干擾信號(hào)與高頻噪聲； d)、經(jīng)濾除干擾和噪聲后的多普勒低頻信號(hào)經(jīng)放大后轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)提供給微處理器； e)、采用時(shí)頻分析獲得血流速度隨時(shí)間的變化關(guān)系，對(duì)心臟壓縮和擴(kuò)張時(shí)血流最大速度和最小速度進(jìn)行跟蹤，給出血管中血流最大速度和最小速度值，提供一個(gè)心臟周期血管中的血流速度變化信息圖。
實(shí)施上述方法的裝置包括天線、微波或射頻收發(fā)模塊、信號(hào)處理電路及電源，所述天線包括發(fā)射天線及接收天線，或稱為收發(fā)天線探頭；所述微波或射頻收發(fā)模塊由微波或射頻信號(hào)發(fā)生器、功率分配器、混頻器、第一信號(hào)放大器、第二信號(hào)放大器、第一帶通濾波器及第二帶通濾波器組成，微波或射頻信號(hào)發(fā)生器連接功率分配器，功率分配器分為兩路，一路經(jīng)第二信號(hào)放大器連接發(fā)射天線，另一路連接混頻器的本振端；混頻器的信號(hào)端經(jīng)第一信號(hào)放大器、第二帶通濾波器連接接收天線，其輸出端經(jīng)第一帶通濾波器與信號(hào)處理電路連接；所述電源分別連接微波或射頻收發(fā)模塊與信號(hào)處理電路。
所述天線為一異型開(kāi)口同軸天線，由硬同軸電纜制成，其一端沿垂直于軸線方向切成平面，并在其側(cè)面切割出一個(gè)槽，以保證輻射方向圖滿足測(cè)試要求。
所述信號(hào)處理電路由模數(shù)變換器、微處理器及第三信號(hào)放大器組成，所述微處理器經(jīng)模數(shù)變換器連接第三信號(hào)放大器，第三信號(hào)放大器與微波或射頻收發(fā)模塊中的第一帶通濾波器連接。
本發(fā)明中設(shè)計(jì)了帶匹配網(wǎng)絡(luò)的異形開(kāi)口同軸天線，保證收發(fā)端天線的匹配和測(cè)試所需的輻射方向圖；通過(guò)在微波和射頻頻段優(yōu)化信號(hào)頻率，以獲得能兼顧微波或射頻信號(hào)對(duì)人體的穿透深度和多普勒信號(hào)的分辨率的性能；通過(guò)設(shè)計(jì)超窄帶帶通濾波器，以抑制設(shè)備測(cè)試中的強(qiáng)零頻干擾，并采用了弱信號(hào)處理手段以減低對(duì)探頭位置的依賴和減少外界干擾的影響，提高血液流速檢測(cè)的實(shí)時(shí)性，精確度和方便性；通過(guò)應(yīng)用先進(jìn)的時(shí)頻聯(lián)合分析方法，能夠?qū)π呐K壓縮和擴(kuò)張時(shí)血液最大速度和最小速度進(jìn)行跟蹤，并可根據(jù)需要，提供一個(gè)心臟周期中的相關(guān)血管中的血流速度變化信息，為醫(yī)生提供可靠的診斷信息，可有效降低血液檢測(cè)過(guò)程中意外感染的危險(xiǎn)性。



圖1為本發(fā)明檢測(cè)裝置結(jié)構(gòu)框圖 圖2為本發(fā)明檢測(cè)裝置中天線的結(jié)構(gòu)示意圖 圖3為一個(gè)心臟活動(dòng)周期的模擬時(shí)域多普勒信號(hào)圖 圖4為模擬時(shí)域多普勒信號(hào)的偽WV分布重排結(jié)果圖
具體實(shí)施例方式 參閱圖1、圖2，本發(fā)明的檢測(cè)裝置包括天線1、微波或射頻收發(fā)模塊2、信號(hào)處理電路3及電源4，所述天線1包括發(fā)射天線12及接收天線11；所述微波或射頻收發(fā)模塊2由微波或射頻信號(hào)發(fā)生器21、功率分配器22、混頻器23、第一信號(hào)放大器24、第二信號(hào)放大器25、第一帶通濾波器26及第二帶通濾波器28組成，微波或射頻信號(hào)發(fā)生器21連接功率分配器23，功率分配器23分為兩路，一路經(jīng)第二信號(hào)放大器25連接發(fā)射天線12，另一路連接混頻器23的本振端；混頻器23的射頻信號(hào)端經(jīng)第一信號(hào)放大器24、第二帶通濾波器28連接接收天線11，混頻器23的低頻輸出端經(jīng)第一帶通濾波器26與信號(hào)處理電路3連接；所述電源4分別連接微波或射頻收發(fā)模塊2及信號(hào)處理電路3。所述天線1由硬同軸電纜制成，其一端沿垂直于軸線方向切成平面14，并在其側(cè)面切割出一個(gè)槽15。所述信號(hào)處理電路3由模數(shù)變換器31、微處理器32及第三信號(hào)放大器33組成，微處理器32經(jīng)模數(shù)變換器31連接第三信號(hào)放大器33，第三信號(hào)放大器33與微波或射頻收發(fā)模塊2中的第一帶通濾波器26連接。
下面對(duì)本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)說(shuō)明 本發(fā)明天線包括收、發(fā)共兩個(gè)，也可采用單天線加收發(fā)雙工器，考慮實(shí)際應(yīng)用中對(duì)天線探頭的尺寸要求，天線可設(shè)計(jì)為小尺寸的開(kāi)口同軸天線。開(kāi)口同軸天線由硬同軸電纜加工優(yōu)化而成。優(yōu)化是指根據(jù)所需要的天線輻射、阻抗特性在同軸線前端優(yōu)選開(kāi)槽、切割的形狀與位置，來(lái)滿足系統(tǒng)對(duì)收發(fā)微波或射頻信號(hào)的性能要求。由于人體血管是由高介電常數(shù)的有耗材料組成，與自由空間有較大的差別，收、發(fā)天線的輸入端設(shè)計(jì)了匹配網(wǎng)絡(luò)，以改善天線與系統(tǒng)的匹配特性。收、發(fā)天線安裝在探頭中，探頭的材料要求對(duì)微波或射頻信號(hào)透明，并能滿足醫(yī)學(xué)消毒要求。使用時(shí)探頭根據(jù)需要，或緊貼在血管外壁上(如手術(shù)中)，或緊貼在血管外的皮膚上(如淺表血管中血流流速探測(cè)的應(yīng)用)，電磁波發(fā)射方向和血管軸向呈一個(gè)角度θ，θ的范圍在0到30°之間。發(fā)射天線發(fā)射的部分電磁波穿透皮膚、血管壁，進(jìn)入血液，其散射波被接收天線所接收到。接收天線的位置與發(fā)射天線的位置沿血管或緊靠血管兩側(cè)排列，并隔開(kāi)一定距離。由于血液的流動(dòng)導(dǎo)致的多普勒效應(yīng)，使得接收天線所收到的電磁波頻率與發(fā)射信號(hào)的頻率相比有一個(gè)頻率偏移，且偏移大小與血流速度成正比。血流速度與多普勒頻率的關(guān)系為 (I)式中的v為血流速度，fd為多普勒頻率，f0為微波或射頻信號(hào)的頻率，θ為波的傳播方向與血流方向的夾角，c為真空中的光速，當(dāng)環(huán)境媒質(zhì)非真空時(shí)，c改為電磁波在該媒質(zhì)中傳播的速度。f0可在射頻頻段或微波頻段中選擇，f0的頻率越低，電磁波對(duì)血管壁和血液的穿透能力越強(qiáng)，但從(I)式中可以看到，測(cè)到的多普勒頻率會(huì)很低，頻率分辨力將下降。另外收發(fā)天線的尺寸將增加，對(duì)構(gòu)筑測(cè)試設(shè)備不利。f0提高的結(jié)果正好相反。f0的選擇還需考慮的是減小外界干擾信號(hào)的影響，以及滿足國(guó)家無(wú)線電管理委員會(huì)對(duì)頻譜管理的要求。本發(fā)明中通過(guò)優(yōu)選f0來(lái)保證設(shè)備的綜合性能。
微波或射頻收發(fā)模塊2由微波或射頻信號(hào)發(fā)生器21，放大器24、25，功率分配器22，帶通濾波器26、28，混頻器23和電源4組成，微波或射頻信號(hào)發(fā)生器21能夠產(chǎn)生穩(wěn)定的、頻率可調(diào)的微波或射頻信號(hào)，放大器分為微波或射頻放大器25和低頻信號(hào)放大器24，分別將信號(hào)源產(chǎn)生的信號(hào)放大到足夠的電平至發(fā)射天線輸出，以及將接收到的經(jīng)血流多普勒頻移調(diào)制的微波或射頻信號(hào)放大至混頻器23的射頻信號(hào)端，為了保證檢測(cè)設(shè)備檢測(cè)到的信號(hào)的頻率穩(wěn)定性，本發(fā)明采用了相干接收技術(shù)，即將微波或射頻信號(hào)發(fā)生器21的輸出通過(guò)功率分配器22把微波或射頻信號(hào)一分為二，一路送發(fā)射天線12發(fā)射，另一路送混頻器23作為本振信號(hào)。經(jīng)發(fā)射天線12發(fā)射的部分微波或射頻信號(hào)，與血管中的血流相互作用之后，產(chǎn)生信號(hào)頻率f1＝f0±fd的新信號(hào)，該信號(hào)與發(fā)射信號(hào)f0同時(shí)被接收天線11接收，通過(guò)放大器24放大之后，進(jìn)入混頻器23的射頻信號(hào)端，與混頻器23本振端的本振信號(hào)f0差頻作用之后，在混頻器23輸出端輸出含零頻直流成分的多普勒低頻信號(hào)。由于直射信號(hào)比散射信號(hào)大得多，零頻直流信號(hào)對(duì)多普勒信號(hào)會(huì)產(chǎn)生很大的干擾，本發(fā)明中采用一個(gè)超窄帶的帶通濾波器26，以濾除零頻干擾信號(hào)與高頻噪聲。
多普勒低頻信號(hào)的采集由可變?cè)鲆娴皖l放大器33與模數(shù)(A/D)變換器31完成，可變?cè)鲆娴皖l放大器33將帶通濾波器26輸出的信號(hào)放大至模數(shù)變換器31所需的合適的輸入電平，模數(shù)變換器31將模擬多普勒信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)，以便進(jìn)行血流速度的數(shù)字信號(hào)處理。
上述數(shù)字信號(hào)的處理可由通用微處理機(jī)或高性能嵌入式微處理器完成，由于人體血流速度因心臟的運(yùn)動(dòng)具有時(shí)變特性，本發(fā)明對(duì)測(cè)得的多普勒信號(hào)首先進(jìn)行模數(shù)變換，然后再采用時(shí)頻分析技術(shù)獲得血流速度隨時(shí)間的變化關(guān)系，能夠?qū)π呐K壓縮和擴(kuò)張時(shí)血流最大速度和最小速度進(jìn)行跟蹤，提供血管中血流最大速度和最小速度值，并可根據(jù)需要，提供一個(gè)心臟周期中的相關(guān)血管中的血流速度變化信息。
為了幫助更好的理解本發(fā)明，將結(jié)合附圖給出進(jìn)一步的說(shuō)明，并給出一個(gè)實(shí)施例。本發(fā)明的保護(hù)范圍不僅限于所提供的實(shí)施例方案。
實(shí)施例 參閱圖2，將一段特性阻抗為50歐姆的硬同軸電纜1的一端沿垂直軸線方向切成平面14，并在其側(cè)面切割出一個(gè)槽15；這里切割的角度、切割后所獲得平面的大小、開(kāi)槽的位置與長(zhǎng)度可以利用電磁波理論計(jì)算獲得。目的是使得輻射電磁波能量能夠盡可能多地進(jìn)入血管，并按照預(yù)期的方向傳播。然后把兩個(gè)這樣的天線分別安裝在如圖1所示的微波或射頻收發(fā)模塊2的發(fā)射端和接收端。圖1中的微波或射頻收發(fā)模塊2能夠產(chǎn)生所需要頻率穩(wěn)定的正弦波信號(hào)，比如可采用石英晶體穩(wěn)頻的鎖相微波源，信號(hào)頻率為430MHz，輸出功率為10dBm。該信號(hào)經(jīng)過(guò)功率分配器22分為兩路，功率分配器22采用10dB的定向耦合器，一路約0dBm的信號(hào)經(jīng)過(guò)一個(gè)10dB增益的信號(hào)放大器25放大輸送約10dBm的微波功率給發(fā)射端通過(guò)發(fā)射天線12發(fā)射出去，另外一路約9.5dBm的信號(hào)直接輸送給混頻器23作為本振信號(hào)，實(shí)現(xiàn)相干檢測(cè)?；祛l器23可由一個(gè)能夠輸出零中頻的混頻器和相應(yīng)的濾波器來(lái)實(shí)現(xiàn)，經(jīng)血流散射有多普勒頻移的微波或射頻信號(hào)被接收天線11接收，信號(hào)放大器24把從接收天線11接收而來(lái)的微弱電磁波信號(hào)放大后送到混頻器23，混頻器23比較出該信號(hào)與本振信號(hào)頻率的差異，并將這個(gè)差值輸出到數(shù)據(jù)采集和模數(shù)變換器31做進(jìn)一步的數(shù)字信號(hào)處理。本發(fā)明以檢測(cè)直徑為數(shù)毫米級(jí)的動(dòng)脈和靜脈中的血流為主，設(shè)計(jì)的流速范圍為1cm/s到100cm/s，根據(jù)式(I)和上述采用的信號(hào)源的頻率，并考慮到測(cè)量中的人體媒質(zhì)參數(shù)，多普勒頻率范圍大約在0.1Hz～12Hz。由于在測(cè)量中除受血流調(diào)制的微波或射頻散射信號(hào)外還有從發(fā)射天線直接到達(dá)接收天線的直射信號(hào)，直射信號(hào)要遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于散射信號(hào)，因此混頻器23輸出除所需的多普勒信號(hào)外，還會(huì)有一個(gè)很強(qiáng)的零頻直流電平，其會(huì)影響數(shù)據(jù)的處理。因此混頻器23的輸出電路中需要一個(gè)中心頻率低，帶寬窄，矩形系數(shù)好的濾波器消除零頻干擾和高頻帶外噪聲，本實(shí)施例采用美信公司的開(kāi)關(guān)電容濾波器芯片MAX7490。這里的中心頻率和帶寬可根據(jù)信號(hào)的特點(diǎn)來(lái)確定。數(shù)據(jù)采集和模數(shù)變換器31可通過(guò)NI公司的帶USB接口的數(shù)據(jù)采集卡，這樣接下來(lái)的信號(hào)處理和數(shù)據(jù)顯示可應(yīng)用通用微處理機(jī)進(jìn)行，也可采用高性能的嵌入式微處理器芯片，同時(shí)實(shí)現(xiàn)模數(shù)變換和數(shù)據(jù)處理。
由于人體血流速度因心臟的運(yùn)動(dòng)具有時(shí)變特性，本實(shí)施例對(duì)測(cè)得的多普勒信號(hào)采用時(shí)頻分析技術(shù)，獲得血流速度隨時(shí)間的變化關(guān)系，能夠?qū)π呐K壓縮和擴(kuò)張時(shí)血流最大速度和最小速度進(jìn)行跟蹤，提供血管中血流最大速度和最小速度值，并可根據(jù)需要，提供一個(gè)心臟周期中的相關(guān)血管中的血流速度變化信息。
為了分析和處理非平穩(wěn)信號(hào)，人們提出了信號(hào)的時(shí)頻分析法，即利用時(shí)間和頻率的聯(lián)合函數(shù)來(lái)表示信號(hào)，時(shí)頻分析分為線性和二次型兩種。二次型的時(shí)頻分析可用來(lái)描述信號(hào)的能量密度分布，典型的是Wigner-Ville分布。Wigner-Ville分布可被看作信號(hào)能量在時(shí)域和頻域中的分布，它屬于Cohen類時(shí)頻分布。信號(hào)s(t)的Wigner-Ville分布定義為 式中，z(t)是s(t)的解析信號(hào)，*表示取共軛。
雖然Wigner-Ville分布具有好的時(shí)頻聚集性，但是對(duì)于多分量信號(hào)，其Wigner-Ville分布會(huì)出現(xiàn)交叉項(xiàng)，產(chǎn)生“虛假信號(hào)”。交叉項(xiàng)是二次型時(shí)頻分布的固有結(jié)果，它來(lái)自于多分量信號(hào)中不同信號(hào)分量之間的交叉作用，而交叉項(xiàng)的抑制又主要通過(guò)核函數(shù)的設(shè)計(jì)來(lái)實(shí)現(xiàn)。常用的加核函數(shù)后的Wigner-Ville分布有偽Wigner-Ville分布(PWD) 式中h(τ)是窗函數(shù)。
本實(shí)施例應(yīng)用了偽Wigner-Ville分布(PWD)來(lái)對(duì)血流的多普勒信號(hào)進(jìn)行時(shí)頻分析處理。為了了解時(shí)頻信號(hào)處理的效果，圖3顯示了一個(gè)心臟活動(dòng)周期的模擬時(shí)域多普勒信號(hào)，圖4給出了模擬時(shí)域多普勒信號(hào)的偽WV分布重排結(jié)果。從此結(jié)果可以獲得一個(gè)心臟活動(dòng)周期的血管中血流最大、最小速度所對(duì)應(yīng)的頻率，以此可計(jì)算出最大、最小流速；也可以從中得到一個(gè)心臟活動(dòng)周期的血流速度隨時(shí)間的變化關(guān)系。
權(quán)利要求
1.一種基于微波、射頻多普勒效應(yīng)的血液動(dòng)力學(xué)檢測(cè)方法，其特征在于該方法包括以下具體步驟
a)、將一發(fā)射天線探頭及一接收天線探頭分別緊貼在待測(cè)者血管外壁上或血管外的皮膚上，發(fā)射電磁波的傳播方向和血管軸向呈一個(gè)夾角，該夾角的范圍在0～30°；接收天線的位置與發(fā)射天線的位置沿血管或緊靠血管兩側(cè)，并隔開(kāi)一定距離；發(fā)射天線連接微波或射頻收發(fā)模塊的一信號(hào)放大器；接收天線連接微波或射頻收發(fā)模塊的一帶通濾波器；
b)、根據(jù)血流速度、多普勒信號(hào)的頻率分辨率、電磁波的傳播衰減因素，設(shè)定微波或射頻信號(hào)的頻率；
c)、將微波或射頻信號(hào)的一部分經(jīng)功率分配器進(jìn)入混頻器的本振端，作為本振信號(hào)，微波或射頻信號(hào)的另一部分經(jīng)放大后由發(fā)射天線發(fā)射，經(jīng)血流多普勒頻移調(diào)制的、已調(diào)微波或射頻信號(hào)通過(guò)接收天線探頭接收，進(jìn)入混頻器的信號(hào)端，作為測(cè)血流的接收信號(hào)；本振信號(hào)與已調(diào)微波或射頻信號(hào)經(jīng)混頻器相干差頻作用后在混頻器的低頻輸出端輸出多普勒低頻信號(hào)；并濾除其中的零頻直流信號(hào)、干擾信號(hào)與高頻噪聲；
d)、經(jīng)濾除干擾和噪聲后的多普勒低頻信號(hào)經(jīng)放大后轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)提供給微處理器；
e)、采用時(shí)頻分析獲得血流速度隨時(shí)間的變化關(guān)系，對(duì)心臟壓縮和擴(kuò)張時(shí)血流最大速度和最小速度進(jìn)行跟蹤，給出血管中血流最大速度和最小速度值，提供一個(gè)心臟周期血管中的血流速度變化信息圖。
2.一種實(shí)施權(quán)利要求1所述方法的裝置，其特征在于該裝置包括天線、微波或射頻收發(fā)模塊、信號(hào)處理電路及電源，所述天線包括發(fā)射天線及接收天線，或稱為收發(fā)天線探頭；所述微波或射頻收發(fā)模塊由微波或射頻信號(hào)發(fā)生器、功率分配器、混頻器、第一信號(hào)放大器、第二信號(hào)放大器、第一帶通濾波器及第二帶通濾波器組成，微波或射頻信號(hào)發(fā)生器連接功率分配器，功率分配器分為兩路，一路經(jīng)第二信號(hào)放大器連接發(fā)射天線，另一路連接混頻器的本振端；混頻器的信號(hào)端經(jīng)第一信號(hào)放大器、第二帶通濾波器連接接收天線，其輸出端經(jīng)第一帶通濾波器與信號(hào)處理電路連接；所述電源分別連接微波或射頻收發(fā)模塊與信號(hào)處理電路。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的裝置，其特征在于所述天線為一異型開(kāi)口同軸天線，其由硬同軸電纜制成，其一端沿垂直于軸線方向切成平面，并在其側(cè)面切割出一個(gè)槽，以保證輻射方向圖滿足測(cè)試要求。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的裝置，其特征在于所述信號(hào)處理電路由模數(shù)變換器、微處理器及第三信號(hào)放大器組成，所述微處理器經(jīng)模數(shù)變換器連接第三信號(hào)放大器，第三信號(hào)放大器與微波或射頻收發(fā)模塊中的第一帶通濾波器連接。
全文摘要
本發(fā)明公開(kāi)了一種基于微波、射頻多普勒效應(yīng)的血液動(dòng)力學(xué)檢測(cè)方法及其裝置，特點(diǎn)是采用異形開(kāi)口同軸天線，保證收發(fā)端天線的匹配；通過(guò)在微波和射頻頻段優(yōu)化信號(hào)頻率，以獲得能兼顧微波或射頻信號(hào)對(duì)人體的穿透深度和多普勒信號(hào)的分辨率的性能；通過(guò)設(shè)計(jì)超窄帶帶通濾波器，以抑制設(shè)備測(cè)試中的強(qiáng)零頻干擾，并采用了弱信號(hào)處理手段以減低對(duì)探頭位置的依賴和減少外界干擾的影響，提高血液流速檢測(cè)的實(shí)時(shí)性，精確度和方便性；通過(guò)應(yīng)用先進(jìn)的時(shí)頻聯(lián)合分析方法，能夠?qū)π呐K壓縮和擴(kuò)張時(shí)血液最大速度和最小速度進(jìn)行跟蹤，并可提供一個(gè)心臟周期中的相關(guān)血管中的血流速度變化信息，為醫(yī)生提供可靠的診斷信息，可有效降低血液檢測(cè)過(guò)程中意外感染的危險(xiǎn)性。
文檔編號(hào)A61B5/026GK101692976SQ200910197100
公開(kāi)日2010年4月14日 申請(qǐng)日期2009年10月13日 優(yōu)先權(quán)日2009年10月13日
發(fā)明者朱守正, 李可舟, 江紅, 王春軍 申請(qǐng)人:華東師范大學(xué)