一种基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测装置制造方法[0002]脑出血作为脑卒中的一种具有高发病率、高致残率、高死亡率及经济负担重的特点。世界卫生组织研究表明，我国脑卒中发生率正以每年约9%的速率上升，已成为第一位的死因，发病者约30%死亡，70%的生存者多有偏瘫失语等残障，防控形势十分严峻。脑出血一般都会引起多种继发病变，如:脑水肿、颅内压增高、脑疝等，其中脑水肿、脑疝又导致颅内高压，直接威胁病 人生命及预后。因此实时地监护脑出血的严重程度以及及时评价脑出血的发展过程，是重症监护及抢救治疗成败的关键。[0003]现有比较成熟的脑出血检查手段有ICP (颅内压)直接测量方式以及CT或MRI影像学方式。有创ICP监测方法需要将传感器放入体内，具有损伤，易感染。CT和MRI影像学方式，存在检查价格较贵、无法实施床旁和急救现场监护等问题，在颅脑创伤病人中，迟发性和隐袭性颅脑损伤早期无法用CT和MRI检查一次发现和确定颅内出血情况，由于不可能反复进行CT和MRI检查，常常错过抢救治疗的最佳时间而导致脑损伤甚至死亡。而当前急需一种可以进行有效连续床旁监护，非接触，无创伤的脑出血检测装置。[0004]非接触磁感应测量方式由于具有小型化、非接触和无创伤的特点，无疑是检测脑出血的最佳方式，也是当前国内外研究的热门。但是由于生物组织的电导率很小(0.1s/m-2s/m)，产生的涡流非常弱，涡流产生的二次磁场也非常弱，导致磁感应测量灵敏度太低、稳定性差，且容易受到外界电磁场，环境温度，外界容积导体耦合等的干扰。因此使用单个激励线圈和单个检测线圈的传统结构，并采用传统的测量方式，往往获得的相位差很小，且实验效果的一致性较差。为了提高检测灵敏度、稳定性和抗干扰性，国内外学者先后设计和改进了线圈结构，提出了一些测量方法，如时差抵消法和频差抵消法等。虽然检测系统灵敏度和稳定性有一定的提高，以及抗干扰性也有一定的增强，但是这些还远远达不到我们的需求，从而很难有效地区分出脑出血的严重程度。[0005]本发明是在大量实验研究基础上发现，基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测装置的灵敏度最高，实验结果一致性好，为脑出血的实时监测和准确、有效地评估脑出血的严重程度及脑出血的发展过程提供了基础条件。
[0006]本发明实施例的目的在于提供一种基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测的装置，旨在解决现有的磁感应测量装置灵敏度低、稳定性差的问题。[0007]一种基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测装置，包括:
[0008]信号发生器，其输出以扫描模式运行、频率按线性变化的正弦波激励信号；
[0009]激励检测装置，设置在待测头颅周围，包括激励线圈和检测线圈；[0010]信号采集单元，采集激励检测装置输出的检测信号和参考信号；
[0011]信号处理单元，用于处理由所述信号采集单元接收的检测信号和参考信号的处理，所述信号处理单元包括:
[0012]特征频带确定单元，对所述检测信号进行功率谱分析，识别出功率响应最大峰值点，确定特征频带；
[0013]反馈单元，将所述特征频带反馈给信号发生器，调整信号发生器的信号发生频率范围；
[0014]相位差计算单元，计算出由信号采集单元采集的检测信号和参考信号的相位信息，并将两个相位相减得到由脑出血引起的相位差，得到的所述相位差输出给B-F图绘制单元；
[0015]B-F图绘制单元，根据所述相位差计算单元输出的相位差信息，结合特征频带的特征中心频率之前的相位差值计算得到相位差B值，结合特征频带的特征中心频率之前的相位差值计算得到相位差F值，绘制B-F图。
[0016]优选地，还包括功分器，能分配激励信号和参考信号的功率，具有宽频率覆盖。
[0017]优选地,还包括显示单元。
[0018]优选地，检测 线圈与激励线圈同轴平行，两线圈距离可调整，以便适用于不同的体积头颅，优选的两线圈距离为激励线圈半径为宜，线圈可以采用直径为1mm的铜线绕制而成，线圈匝数大于10匝小于20匝，激励线圈直径(16-20cm)稍大于成人头颅直径，检测线圈直径(8-20cm)小于或等于激励线圈直径。
[0019]优选地，信号发生器采用可以购买到的幅度、频率、相位可调，具有扫描、连续等运行模式的交流信号发生器，带宽不小于200MHz。
[0020]优选地,特征频带确定单元,对功率谱确定最大功率峰值点，以该点对应的频率为中心特征频率(CF)，优选地，选择带宽为为特征频带，L表示中心特征频率与最近负峰值点对应频率的差值。
[0021]优选地，B-F图绘制单元中，其中将特征频带对应的相位移谱分为两段，即特征频率之前为前特征频带，特征频率之后为后特征频带，它们的频带宽度均为V^/2/.，前特征频带间隔取5个相位差值，迭代相加后定为B值，后特征频带等间隔取5个相位差值，迭代相加后定为F值，在直角坐标系上以B值为横轴，以F值为纵轴绘制B-F图。
[0022]优选地，信号处理单元包括校正单元，存储有校正系数K，B值与F值分别与校正系数K相乘得到最终的B校正值和F校正值，在直角坐标系上以B校正值为横轴，以F校正值为纵轴绘制B-F图。
[0023]优选地，校正系数K是这样定义的，特征频率下j毫升脑出血对应的相位差值为j毫升脑出血的特征值，用Vij表不，i表不第i个样本，取所有样本量的j毫升脑出血特征值的平均值作为j毫升脑出血标准特征值，用Vsj表示。定义校正系数Kij = VJVij,即表示第i个样本量j毫升脑出血的修正系数，那么j毫升脑出血对应的B校正值和F校正值分别为KJBij和Kij^Fij,其中Bij和Fij分别表示第i个样本j毫升脑出血的B初始值和F初始值，i，j为自然数。
[0024]优选地，信号发生器输出一定功率、频率范围为几300KHz-200MHz、以扫描模式运行、频率按线性变化的正弦波激励信号。[0025]本发明提供的基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测的装置，根据不同频率系统的能量响应不同以及磁场强弱、分布不同，组织的电导率不同以及电磁感应检测的机制不同等理论，可知在所选用频带内，应该存在实验效果最好的频点，该频点即为特征频率，基于特征频率确定的特征频带，那么相应的特征频带下的实验效果也最好。检测装置在特征频带下工作可能受到信号反射和传播延时而产生容性效应的影响，从而使磁场大大增强，磁场增强，它所激发脑出血的二次磁场也增强，从而测量到的相位差增大。此外，磁场增强能进一步提高系统的稳定性和抗干扰性。故我们先确定特征频带，然后设定系统的工作频率范围等于特征频带，这样就能够大大提高了检测系统的灵敏度、稳定性，为后续的各种分析处理提供了条件。本发明的装置较好的解决了现有的磁感应测量灵敏度低、稳定性差的问题。


[0026]图1是基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测装置结构示意图；
[0027]图2是本发明实施例提供的检测家兔脑出血实验获得的其中一只兔子的功率谱图；
[0028]图3是本发明实施例提供的检测家兔脑出血实验获得的其中一只兔子的相位差与频率、脑出血量的关系曲线示意图，与图2对应；
[0029]图4是是本发明实施例提供的在特征频带下检测家兔脑出血实验获得的13只兔子各脑出血水平的B-F分布图。

[0030]为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
[0031]下面结合附图及具体实施例对本发明的应用原理作进一步描述。
[0032]如图1所示，本发明实施例的基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测的装置包括以下:
[0033]一种基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测装置，包括:信号发生器、激励检测装置、信号采集单元、信号处理单元、显示单元，设置信号发生器输出一定功率、频率范围为几KHz-几百MHz (优选300ΚΗζ-200ΜΗζ)、频率按线性变化的正弦波激励信号。激励检测装置，设置在待测头颅周围，包括激励线圈和检测线圈，将被测头颅放置于检测线圈和激励线圈之间，两线圈同轴平行，两圈距离可调整，信号发生器连接到功分器，功分器分别连接到激励线圈和信号采集单元通道1，信号采集单元通道2连接到检测线圈；所有的连线均采用高频同轴电缆；信号采集单元将采集到的检测信号和参考信号传输至信号处理单元处理；信号处理单元包括特征频带确定单元、反馈单元、相位差计算单元、B-F图绘制单元，特征频带确定单元对采集的检测信号进行功率谱分析，识别出功率响应最大峰值点，以该点对应的频率为中心特征频率(CF)，确定特征频带；反馈单元将确定的特征频带可以反馈至信号发生器，能够自动调整信号发生器的工作频率范围等于特征频带；相位差计算单元，计算出由信号采集单元采集的检测信号和参考信号的相位信息，并将两个相位相减得到由脑出血引起的相位差，得到的结果进行实时显示；根据特征频带下各脑出血水平的相位移谱特点，根据所述相位差计算单元输出的相位差信息，结合特征频带的特征中心频率之前的相位差值计算得到相位差B值，结合特征频带的特征中心频率之前的相位差值计算得到相位差F值，绘制B-F图。显示单元显示相位差信息和B-F图。
[0034]信号发生器采用可以购买到的幅度、频率、相位可调，具有扫描、连续等运行模式的交流信号发生器，带宽不小于200MHz。本装置中在测量相位差时，使用工作信号的频率范围必须等于特征频带。
[0035]功分器负责分配激励信号和参考信号的功率，具有宽频率覆盖。
[0036]检测线圈与激励线圈同轴平行，两线圈距离可调整，以便适用于不同的体积头颅，两者距离为激励线圈半径为宜。线圈可以采用直径为1mm的铜线绕制而成，线圈匝数大于10匝小于20匝，激励线圈直径(16-20cm)稍大于成人头颅直径，检测线圈直径(8-20cm)小于或等于激励线圈直径。
[0037]信号采集单元包含有高速的谐调接收机，调谐接收机将输入信号进行下变频后通过A/D转换器变为数字信号，处理后便可以得到输入信号相位和幅度信息。
[0038]信号处理单元及显示单元要求能同时测量信号采集单元两个通道的相位，两相位相减后得到相位差，得到的相位差结果进行实时显示，然后利用在特征频带下测量得到的相位移谱作B-F分布图，根据B-F图的分布情况判断脑出血的严重程度。
[0039]其中信号处理单元中:
[0040]特征频带确定单元,对功率谱确定最大功率峰值点，以该点对应的频率为中心特征频率(CF)，优选地，选择带宽为万L为特征频带，L表示中心特征频率与最近负峰值点对应频率的差值。
[0041]B-F图绘制单元中，其中将特征频带对应的相位移谱分为两段，即特征频率之前为
前特征频带，特征频率之后为后特征频带，它们的频带宽度均为V^/2/.，前特征频带间隔取
5个相位差值，也可以根据实际情况选用间隔取的其他数值，迭代相加后定为B值，后特征频带等间隔取5个相位差值，也可以根据实际情况选用间隔取的其他数值，迭代相加后定为F值，在直角坐标系上以B值为横轴，以F值为纵轴绘制B-F图。
[0042]校正单元，存储有校正系数K，B值与F值分别与校正系数K相乘得到最终的B校正值和F校正值，在直角坐标系上以B校正值为横轴，以F校正值为纵轴绘制B-F图。
[0043]优选地，校正系数K是这样定义的，特征频率下j毫升脑出血对应的相位差值为j毫升脑出血的特征值，用Vij表不，i表不第i个样本，取所有样本量的j毫升脑出血特征值的平均值作为j毫升脑出血标准特征值，用Vsj表示。定义校正系数Kij = Vd/V + 即表示第i个样本量j毫升脑出血的修正系数，那么j毫升脑出血对应的B校正值和F校正值分别为和,其中Bu和Fu分别表示第i个样本j毫升脑出血的B初始值和F初始值，i，j为自然数。样本量越大，得到的B校正值和F校正值越准确，B-F分布图就越有意义。校正系数K的定义不限于以上方法确定，该校正系数可以根据实际情况采用其他校正方法确定，以校正效果好为宜。
[0044]本发明实施例的基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测的装置使用时如下:
[0045]调整线圈距离，将被测头颅放置在激励线圈检测线圈之间，激励线圈和检测线圈同轴平行，信号发生器连接到功分器，功分器再分别连接到激励线圈和信号采集单元通道1，检测线圈连接到信号采集单元通道2，所有的连线均采用高频同轴电缆；
[0046]设置信号发生器输出一定功率、频率范围为几300KHz-200MHz、以扫描模式运行、频率按线性变化的正弦波激励信号。激励信号经过激励线圈和被测头颅到检测线圈，由信号采集单元通道2采集检测线圈接收到的信号，然后对采集的数据进行功率谱分析，识别出功率响应最大峰值点，确定特征频带；
[0047]信号采集单元将确定的特征频带反馈至信号发生器，该信号发生器根据接收到的反馈信息，将设置信号发生器的工作频率等于特征频带，以扫描模式运行循环测量。激励信号在激励线圈产生的激励磁场穿过整个被测头颅，在被测头颅内脑组织产生涡流，涡流又产生二次磁场信号，原激励磁场和二次磁场信号叠加在一起，形成叠加磁场信号，叠加磁场信号相对于原激励磁场的相位发生改变，相位的变化量与脑出血量相关；
[0048]检测线圈接收被测头颅内脑组织产生的二次磁场和原激励磁场的叠加磁场信号，即检测信号，和参考信号一起分别输入到信号采集单元的通道2和通道1，采集到的信号经过A/D转换器，转换为相应可由计算机识别的二进制代码，传输至信号处理单元，再对数据进行下一步分析处理；
[0049]信号处理单元测量出信号采集单元通道2的检测信号和信号采集单元通道I参考信号的相位，并将两个相位相减得到脑出血引起的相位差，得到的结果输出至显示单元进行实时显示。
[0050]信号处理单元根据特征频带下各脑出血水平的相位移谱特点，绘制一种简单、实用的方法-B-F分布图， 有效地将脑出血严重程度区分开来，测量时根据B-F图的分布情况判断脑出血的严重程度。
[0051]通过以下动物实验对本发明的基于特征频带的非接触磁感应脑出血检测的装置进行了进一步的验证和效果说明:
[0052]1、选取新西兰大白兔(购自重庆市大坪医院)13只，体重2.3±0.5Kg。
[0053]2、建立家兔自体血注射脑出血模型。兔子麻醉采用25%氨基甲酸乙酯按5ml/kg的剂量耳缘静脉注射。自体血取自兔子股静脉，并加入少许肝素钠抗凝剂。注射位置:以兔脑“十字缝”交叉点为基点，沿冠状缝向右侧旁开6mm,再平行矢状缝往后Imm为穿刺进针点，深度13mm。使用微量注射泵按照Iml/每分钟的速度匀速注入1ml，分三次注入，每次注完后采用本系统测量出血量引起的相位差。
[0054]3、图2和图3分别是检测13只家兔脑出血实验获得的其中一只兔子的功率谱图和相位差与频率、脑出血量的关系曲线示意图。中心(特征)频率(CF)为65.8321MHz，带宽(λ/? U为29.1328MHz,即特征频带(FB)为:51.2657MHz_80.3985MHz。特征频带下脑出血量与相位差的关系如图3所示，我们可以清楚的看出不同脑出血量间相位移谱的情况，3ml脑出血量最大的相位差值达到了 -12.4138°，而采用传统的检测方法测量3ml脑出血量相位差一般不足1°。由此可见，采用基于特征频带检测方法的灵敏度比采用传统检测方法提高了一个数量级。由于实验操作复杂，每只兔子的手术操作不可能做到完全一致，因此每只兔子的变化量有一些差别，但总体趋势不变。
[0055]4、图4是是本发明实施例提供的在特征频带下检测家兔脑出血实验获得的13只兔子各脑出血水平的B-F分布图。从B-F分布图可以看出，使用该方法能够有效地将健康状态、1ml脑出血、2ml脑出血和3ml脑出血区分开来。坐标原点(0,0)附近为健康状态和Oml脑出血,随着脑出血量的增加，B-F分布离坐标原点越远。
[0056]以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

申请人:中国人民解放军第三军医大学