用于非侵入式胸部射频探询的装置和方法

专利名称：用于非侵入式胸部射频探询的装置和方法
用于非侵入式胸部射频探询的装置和方法 相关申请的交叉引用
本申请要求提交于2006年9月21日、名为"用于非侵入生物阻抗确 定的方法和设备"的第60/846,403号美国专利申请，提交于2006年9月 21日、名为"使从胸部组件返回的射频信号适于提取心肺数据的方法"的 第60/846,402号美国临时专利申请，提交于2007年9月20日、名为"用 于非侵入式胸部射频探询的装置和方法"的第60/973,985号美国临时专利 申请，提交于2006年9月21日、名为"用于胸部射频探询的传感器-天线 -探头"的第60/846,408号美国临时专利申请，和提交于2007年4月5日、 名为"用于胸部射频探询的天线"的第60/910,394号美国临时专利申请， 以及提交于2007年9月20日、名为"用于胸部射频探询的天线"的第 60/973,970号美国临时专利申请的优先权，其全部整体作为参考引入。
与联邦资助的研究或者开发相关的声明
美国政府对本发明具有已付费的授权，并且在有限的条件下有权要 求专利权所有人在合理条件的情况下，在由美国空军特种作战指挥部 (AFSOC)授予的第DAH001-05-S-0144号合同所提供的条款下授权给 他人。
背景技术：
直到最近，由于所使用的肺动脉导管、插入和保持导管所需的专业 技术和防止对病人产生潜在致命威胁所需要的严密监视，血液动力学监 测仅局限于在重症监护室和手术室中使用，并且偶尔用于急诊室。可接 受的侵入式血液动力学监测方法包括Fick方法、染色指示剂稀释，和热 稀释法。
^妄触阻抗心动描记(contact impedance cardiography)系统现在可以 提供对病人血液动力学的非侵入式监测。与带有肺动脉导管的侵入式血 液动力学不同，非侵入式接触阻抗监测很安全并且很容易使用，从而血液动力学监测不再需要被局限于重症。非侵入式连续血液动力学监视可 以用于从门诊病人到重症监护室的任何临床区域，其中保健提供者不需
尽管接触阻抗心动描记技术是对侵入式技术的显著改进，它仍然具 有一些局限性。它需要电源和在病人的躯干上细心地放置一些电极。尽 管这看起来并不像是明显的缺点，它阻碍了从医院急诊室到医疗急救现 场的非侵入式连续血液动力学监测，医疗急救现场包含任何紧急现场情
况自然灾害或者其他急救医疗场景。

发明内容
一方面，本发明是一种用于目标的非侵入胸部射频探询以便从目标 收集血液动力学、呼吸和/或其他心肺相关数据的射频装置，包括尺寸 适于被放置在目标附近的天线；射频发射器，所述射频发射器可操作地 与天线连接，并且被配置为通过天线将预定固定频率的未调制射频探询 信号发射并且传输进入目标；以及射频接收器，所述射频接收器可操作 地连接到天线，并且被配置为通过天线捕获从目标返回的射频探询信号 的反射。
另 一方面，本发明是一种用于目标的非侵入胸部射频探询以便从目 标收集血液动力学、呼吸和/或其他心肺相关数据的方法，包括下列步骤 在目标附近放置天线；通过天线将预定固定频率的未调制射频探询信号 发射并且传入目标；以及捕获由天线接收到的来自目标的所发射的射频 探询信号的反射。


当参照附加的附图阅读时，可以更好地理解前述发明内容以及后续 对本发明的详细描述。出于说明本发明的目的，图中示出了当前优选的 实施例。但是应当理解，本发明并不局限于所示出的特定设置和器械。 在图中
图1示例性地示出仿真轨迹，所述仿真轨迹是同时获得的传统非侵入式导电阻抗信号、传统非侵入式导电阻抗信号的时变成分、本发明的
射频纟笨询阻抗信号以及ECG的仿真轨迹；
图2图示出以各种轨迹反射的典型心动周期的电子和机械相位； 图3图示出本发明的非侵入式非接触射频探询系统的使用； 图4是图3的当前优选的非侵入式射频探询系统的框图；以及 图5是示出人体中的各种胸部射频反射表面的图表。
具体实施例方式
已经发现，射频信号可以以足够安全的低能级被发射进入活体，而 不需要与身体物理接触，以血液动力学收集的信号的反射和其他相关心
肺数据对于至少监测心肺情况和目标的变化以及量化重要心脏功能是足 够详细和准确的，该数据迄今为止还必须通过常规接触或者侵入式阻抗 测量方法和设备来收集。
更具体地，已经发现，作为遇到出现在人类身体中的不同物质的遭 遇结果，非接触地传入身体的射频信号，和借助在常规接触阻抗系统中 的接触将其应用于身体的电压测试信号都会变化。还发现，类似在常规 接触阻抗测量中通过躯干的阻抗电压信号的 一皮发射的射频信号对于导电 物质特别敏感，并且随血量、流动速度和甚至反映心脏的机械运动的血 红细胞的对比的改变，至少部分地改变幅值、相位和频率，。因此，类似 在常规接触阻抗测量中使用的电压测试信号，发射的射频探询信号的反 射信号带有允许状态监测以及甚至确定至少一部分相同心脏功能的信 自
特别地，已经发现，射频探询信号的反射信号的时变部分包含类似 在常规接触阻抗电压测量中得到的心脏功能事件和标记。因此，本发明 的反射射频探询信号处理的解释可以类推到常规接触阻抗产生的信号的 公知处理过程。
阻抗(Z)是对电流流动的阻抗，并且以欧姆计量。血液和其他体液 是电的良导体，并且具有低阻抗，特别是与骨骼、其他组织和空气对比 时。肺里的血液和液体是胸腔中最具导电性的物质。因此，胸腔液体/血
7液越多，阻抗越低，并且胸腔液体/血液越少，阻抗增加，同时大量的胸 腔液体/血液提供较高的射频波反射性，并且较少量的胸腔液体/血液^ I起 反射性降低。
在任何瞬时测量的胸腔阻抗(Z)主要基于血量、流动速度、甚至是
红细胞(RBC)的对比。在心动周期的心脏收缩阶段中，体积和流量的 增加降低了测量到的阻抗Z,而在心脏舒张阶段,血液体积和流量减少时， 并且RBC的更随机的配置引起了阻抗增加，因为在心脏射血后，血压降 低了。该胸部阻抗中的时变变化AZ/A^体现了心脏的机械运动。时间平均
或者基线阻抗z。主要反映整体胸部液体体积，并且是液体管理中的另一 个重要参数。
心脏泵血的过程是心动周期，所述心动周期具有机械和电气相位。 图1示出了不同的示例性仿真信号波形的轨迹，如同那些可能在同一时 间段从同一目标获取的信号波形类似。由心电图(ECG)测量的电气相 位3皮示出为图1中的轨迹4，并且反映了心肌的电气运动，该运动触发了 心脏的机械运动。ECG波形代表整个心动周期中的控制信号，该信号必 须具有合理的定时和强度以便使得全部四个腔室以恰当的顺序跳动和有 效地泵血。
心动周期的机械相位反映了心脏有效泵血的能力。图1中的轨迹1 示出了对应的接触阻抗心动描迹波形z。。图1的轨迹2示出了轨迹1的z。
信号中的时变变化AZ/A^ 。接触阻抗心动描迹波形数据体现了心动周期的
机械相位，并且包含ECG波形中没有的信息。轨迹3是本发明的射频探 询阻抗(RFII)信号，后续将对其进行定义。
常规接触阻抗心脏测量通常被划分为DC和AC成分，代表了恒定基 线心脏阻抗Z。和时变成分AZ/A"其中
阻抗(Z) =Z。 + AZ/Af
并且第 一和第二阶时变成分4皮给定为
接触心脏阻抗波形(图1的轨迹1)的信号处理可以提取关于心肺系 统的状态、身体水合作用和甚至其他难于探测内部出血的重要信息。信号处理可以将阻抗数据与其他常规生物医疗数据混合，所述其他常规生
率、血压和ECG参数。
基线阻抗z。明显地反映了总胸腔液体量。存在用于男性(20-30欧姆) 和女性(25-35欧姆)的常规界限，并且从常规偏离就可能表示不利的情 况，该情况实际上改变了血液和身体组织的化学和电导率，例如脱水或 者缺氧。由于通常，血液、组织和骨骼组成是恒定的，用于心动周期和 呼吸的时间窗之外的基线阻抗中的緩慢变化或者趋势可以指示内部出血 或者额外脉管流中的其它增加，在其他症状可能出现以前，预告生命威 胁情况。
心率是心脏阻抗的另 一个主要确定因素。心率的变化是心脏保持心 输出量和氧气输送的第一补偿机制。心率的緩和增加或减少将相应地增 加或者减少心输出量。如果心率是过分增加，心脏舒张充血时间、预载、 每喷输出量和冠状动脉血流将有害地降低。心率过分降低增加了心脏舒 张充血时间，并且由于心脏肌肉纤维的伤害性过渡扩张，可能削弱收缩 力并且降低每喷输出量。
阻抗相对时间的一阶变化AZ/A^产生了与图2的轨迹3示出的主动脉 流曲线或者血流速度类似的波形(类似图1中的轨迹2)，图2具有另一 个样本ECG (图2的轨迹1 )。阻抗变化的幅度和速率是进一步由左心室 ("LV")血压的轨迹(图2的轨迹2)说明的左心室收缩的直接反映。 当时变心脏阻抗波形与来自心动周期的定时数据例如ECG混合时，创建 信号处理时间窗，这样可以实时地并且与呼吸动作及其他改变相独立地 评估每个心动周期。
通过在信号处理中包含心率和血压的参数可以确定心脏性能。每搏 输出量(SV)是每次跳动射入主动脉的血量。每搏输出量通常是60到 120ml/跳。心输出量(CO)是每搏输出量、每次心室收缩射出血量以及 心率的函数。休息时的常规心输出量被认为是4到8升/分钟(1/min )。 通过用规心输出量除以身体的表面积(m2)就可以根据体形调整心输出 量。这是心指数(cardiac index)(常规数值是2.5到4.0 1/min/ m2 )。心输出量和心指凄版映了心肌性能的总效率。
可以通过下面的计算，由接触生物阻抗测量确定每搏输出量(SV)
sr =(丄3 /"(際)((必/刮/(z。))
其中VET是心室射血时间，L是胸部长度，k是比例因子并且由生 物阻抗测量提供z。和"/ & 。
心输出量(CO)由下述关系给定
COSVxHR/1000,其中HR是心率。 射频探询信号的反射，类似在常规接触阻抗测量中使用的所发射的 电压测试信号具有恒定/基线成分(与z。相比是0频率)和在时间上相对 緩慢变化(大约100HZ或者更低)的成分，带有至少一阶和二阶成分(与 az/a,相比)。因此，此后在描述反射的射频探询信号中的可比较特性时
将使用同样的术语z。， az/a,等。此后还将使用术语"射频阻抗探询"或者
"RFir，指代来自目标的射频探询信号的反射信号的恒定(0频率)和时变 成分。术语"阻抗"至少涉及由于遇到不同电导率及变化状态的不同身体 物质而改变的射频探询信号的特性，但是不是电压除以电流的严格的电 气含义，因为与常规接触阻抗电压信号相比，影响反射的射频探询信号 的因素更多。
图4以功能框图的形式示出了当前优选的射频探询系统。本发明的 当前优选的射频探询或者"RFII"系统和常规导电阻抗系统这两种技术，可 以同时对病人非侵入式地测试，而没有任何难度和兼容性问题，以便对 图1中的轨迹所反映的数据进行实时对比。
理解两个系统的比较测量中的基本原理有助于理解波形中的相似 与差异。在使用常规导体阻抗技术的心脏阻抗测量中，低频率(例如 100kHz )、低幅值(例如4.0毫安)交流电压信号通过一对发射或者"注入" 胸部电极引入胸腔。另外两个"传感"或者接收胸部电极被类似地设置在 注入电极之间并且处于心脏附近的位置以测量电压变化，该电压变化与 心动周期中出现的上升大动脉中血液流的数量及变化率相关。由两个接 收电极探测到的实际电压变化以非常低的频率出现，从大约1Hz到小于 100Hz。在本发明中，预定固定频率的未调制射频探询信号优选地通过设置 在目标附近的单独天线发射并进入活体目标的胸腔，并且所发射的射频 探询信号的反射信号从其穿越路径偏离，并且射频接收器捕获到来自目 标的躯干中不同身体物质的所述反射信号以便进行处理。图5示意性地
描述产生射频探询信号的反射的各种主要肺部反射表面真皮(D1);肌 肉(Ml);骨骼(S1);肺(L);心肌(CM);心血管液体(CF);更多 骨骼S2);更多肌肉M2);并且最后更多的真皮(D2 )。
本发明的非侵入式、非接触射频探询装置使用比用于测量心脏阻抗 的频率更很高频率工作的射频信号。已经发现，超高频信号运转良好， 建议在900和930MHz之间，更具体地在在工业、科学和医疗("ISM，，) 波段中的902和928MHz之间，并且更优选地是在大约910和920MHz 之间，中心位于915MHz,即ISM波,殳的中心。^f旦是，应当认识到，其 他的射频频率也可以运转良好。除了未管制波段之外，ISM波段允许使 用适当尺寸的贴片天线。
图4以框图形式示出了整体上以IO表示的当前优选RFII系统。用 于非侵入式地射频数据收集系统10的所述系统10的射频装置100部分 包括整体以104表示的发射器部分或者"发射器"、整体以106表示的并 且部分地与发射器重叠的接收器部分或者"接收器"、参考电压源108,和 发射/接收天线150。这些部件与处理电路102协同使用，例如由软件和/ 或固件配置的微处理器，以提供控制和装置100的优选阻抗数据处理部 分。选择性地还可以提供另一个发射器210 (虚构的)以便向远端发射原 始或者处理后的数据。全部前述组件都是足够低功耗的部件，所述低功 耗部件可以被共同封装在手掌大小的壳体230中(图3)，该结构足够紧 凑以放置在近目标30附近，并且由内部电池电源("PS") 220供电(在 虚构的图4中)。
更具体地，当前优选的射频装置100包括作为频率源("FS") 110的 精确调谐产生器、组成勤出传输设备的功率放大器("AMP") 120、双工 器(DUX) 130、 RF带通滤波器(BPF)、天线150、低噪放大器(LNA) 160、组成基础接收设备的解调器(DUX),用于同相(I)和正交(Q)RFII信号的低通滤波器180和200,以及高通滤波器190。使用商业可用 的表面安装RF和混合信号集成电路和多层印刷电路板上的组件可以实 现该基线硬件。装置100向处理电路102输出两个RFII信号，同相信号 I和正交信号Q。并且从滤波器180输出可以与z。比较的RFII信号(I DC 和Q DC)的恒定(DC)成分，同时从滤波器190、 200输出RFII信号 (I AC和Q AC)的时变成分。
当前优选的RFII系统10和射频装置100使用单独的手掌大小的贴 片天线150 (图3 ),例如同时用于发射和接收射频信号的大约3" x 3"的 局部波天线。仍然参考图3，天线150被设置在目标30附近，更具体地 在目标的胸膛上临近目标的心脏H的位置，并且最好在胸骨中心的反面， 与主动脉对齐并置。天线150可以被放置在病人的衣服35上，因此本发 明的方法和装置不需要直接皮肤接触，并且天然或者聚合物材料的衣服 不会影响射频波的传递。天线150只需要足够临近胸腔和目标的主动脉， 以便接收从贴片天线以安全能级传输的射频探询信号的可用反射信号， 安全能级例如是大约一微瓦。已经发现，甚至当以大约1.5微瓦的能量从 天线150发射射频探询信号时，在距离目标的胸膛大约10mm处可以从 天线150接收可用的反射信号。但是，还注意到，离开胸骨的中心定位 或者移动，或者从胸骨向上或者向下，会可察觉地降低接收到的反射的 信号能量。因此，如果天线150的位置或者移动变成使用中的问题时， 天线150可以被放置在病人的衣服之中或者之下，或者甚至附着在病人 的胸骨上。同样，系统工作不需要与目标接触。进一步，如果需要，装 置可以间歇式地工作，因为血液动力学数据和/或其他体液数据比装置 100能够工作的周期频率慢得多。例如，30秒长度中只有25%的占空因 数需要运行以便长期监测目标的情况。
在工作时，此处描述的RFII系统10的当前优选的射频装置100以"全 双工"运行，这意味着通过同一天线150发射射频探询信号，并同时捕获 该信号的反射信号。通过图4中的双工器130进行重叠(overlap),该双 工器分离发射的信号与接收的射频信号。只需要一个带有单一天线的单 一信号发射器和单一信号接收器是本发明与常规接触阻抗系统的重要区别点。
还发现，所捕获到的射频探询信号的反射信号具有恒定(0频率)成 分和相对传输的射频探询信号的幅值和预定固定频率而随时间较慢变化 的成分，预定固定频率与由常规接触阻抗测量系统探测的阻抗相关并模 拟该阻抗。优选地，由固件或者软件将图4)中的处理电路102配置到射
频装置100的周期，并且还被配置为至少临时地存储RFII信号并且优选 地处理RFII信号以确定目标的至少一个心脏-呼吸特性以^便测量和/或 监视。可以从该射频探询装置中测量和监视的特性包括，但是不限于心 率、呼吸速率、每搏输出量和心输出量。因为射频测量的"阻抗"也是基 于身体血液和组织的总导电率和吸收率，基于能够改变RF传导率的生命 化学情况，例如身体水合作用或者缺氧。特别地，电导率越强的物质例 如血液与导电率低的组织相比而言对射频波越具反射性。具有信号的恒 定或者DC成分的RFII信号是等效基线阻抗z。。心脏的运动部分和血液 流引起反射的射频信号的幅值和相位以部分基于心动周期而确定的很低 的频率随时间变化。该非常低的频率模式包括反射AZ/Af。这就是说，与 天线频率相关的心脏和血液流的机械运动，除了幅值调制以外，还以大 约1到100Hz的频率调制(FM)调制RFII信号。本装置100的接收器 部分106从捕获的RFII信号的反射信号中提取出等效z。和az/a^且抗成 分，并且优选地向处理电路102发送它们以便量化和分析。
优选地由低噪差线性电压变换器(不单独描述)实现参考电压源108, 它向除了高通滤波器190之外的所有电路提供4.7V电压。高通滤波器接 收单独每个均优选为2.5V的单独电源供应f;和 。如果需要可以提供两 个4.7V电源， 一个是持续供电， 一个是由开关控制，这样可以在不使用 时，关闭一些组件。优选地，只有高通滤波器190需要连续供电。
产生RFII测试信号的频率源(FS ) 110产生精确的未调制电压信号、 不会引入任何相对低频(例如小于大约100Hz)噪声组成的纯UHF音调， 该低频噪声不能由装置的接收器部分106提取。尽可能地降低来自频率 源的电子噪声是降低RFII电子噪声和改善RFII接收器敏感度的关键点， 电子噪声特别是超低频和甚低频"l/f，或者"相位噪声，，(至少从1.0到100Hz)。频率源信号被分离和放大以产生两个超高频率参考信号。 一个 变成经由双工器130和天线150发射进入目标的射频探询信号。另一个 信号前进到解调器/接收器170，在此它变成用于RF频率降频变换的本地 振荡器(LO)。
在当前优选实施例中，频率源110包括频率合成器来产生预定固定 频率例如915MHz的纯净音调信号(由附图标记15指示)。所描述的RFII 系统100使用915MHz,因为它位于902MHz到928MHz的工业、科学和 医疗(ISM)频带的中心，不需要特殊政府许可(例如FCC)而留出的 特殊频带。本发明并不限于915MHz频率或者甚至902MHz到928MHz的 ISM频带。该频率合成器优选地设有满足设备的噪声性能和频率切换时 间要求的四阶PLL环路滤波器。由于915MHZ信号115的频率不会发生 切换，可以仅对低频电子噪声优化环路滤波器。优选地在四阶PLL环路 滤波器之后设置外部"振荡回路(tank)"或精确无源谐振电路。
功率放大器120可操作地连接在源110和天线150之间。已经发现， 只需要频率源信号115的相对较小的放大，需要提高到天线150的信号 强度以便在安全的能级进行精确测量。优选地，功率放大器120将频率 源信号提高到足以产生从天线150以不大于大约1毫瓦的强度发射的射 频探询信号(由附图标记125指示)，1毫瓦被视为安全调节的级别。在 所描述的装置中，功率放大器优选被配置为将频率源信号放大到足够以 仅仅大约0.5微瓦或者-3dBm分贝的RF功率尺度的强度从天线150发射 RFII信号125。在描述的系统中，带通滤波器(BPF)140、双工器(DUX) 130和RF传输线路和连接器(未编号)将引起在功率放大器120和天线 150之间大约7.0分贝(dB)的损失。功率放大器120应当克服由双工器 (DUX) 130引起的累积信号丟失和带通滤波器(BPF) 140插入损失， 以便RFII信号处于天线150的设计发射级别(例如0.5瓦特A3dBm)。功 率放大器120优选地是差分输出VCO緩沖放大器，该放大器放大了频率 源信号115和到系统100的发射器部分104的剩余部分的信号，并且提 供用于接收器部分106的参考本地振荡器(LO)信号(由附图标记126 指示)。更具体地，使用了功率放大器120，该功率放大器提供两个信号，
14第一信号用作射频探询信号125,并且翻转相位(180度相移)的返回信 号被用于接收器本地振荡器LO信号126。两个信号基本是相同频率 (915MHz),每个都在大约+4dBm输出RF功率。
双工器130可纟喿作地连接在发射器104的功率》文大器120与接收器 106的低噪放大器160和解调器170之间。双工器130优选地是由 S03B888N3芯片构成的4端口 3dB正交(90相位偏移)混合物。双工器 130将在端口 1从功率放大器120接收的RFII信号125 ( Q)发送给天线 150,该天线与端口 2连接，同时防止端口 1中的发射器能量进入到连接 到端口 3的系统100的接收器部分106的余部。未使用的第四端口加载 有50欧姆终端。双工器130允许全双工射频工作，这使得有能力使用同 一天线150同时进行发射和接收。理想地是，双工器应当具有4艮高的绝 缘从而防止RF发射器信号泄露到接收器，变成潜在的噪声源以及接收到 的信号误差，以及通过该双工器的信号的低插入损失。从发射的射频探 询功率到在接收器106 (往返路径)处使用该双工器130接收到的信号的 反射之间有大约6dB的损失。所讨论的双工器130最好具有最小20dB 绝缘和最大3.15dB的插入损失。
最后，RF带通滤波器(BPF) 140可操作地连接在发射器104的功 率放大器120与天线150之间。BPF140被设计为只允许例如915MHz的 发射信号通过，并且排除由将被传输的放大产生的有害频率。建议使用 为902MHz到928MHz ISM波段的无源介质滤波器。在该波段工作的滤 波器可以具有大约2.2dB的插入损失和915MHz载波信号的大约3%的带 宽。该带宽允许它还利用多普勒效应移动传输发射的射频探询信号，所 述信号包括反射回天线150的心脏呼吸信息。
参考图4，来自所描述的装置100的发射器部分104的信号经由天线 150发射，并且优选地以-3dBm/0.5微瓦的能级进入邻近的目标30的身体。 RFII信号穿透目标的身体，特别地是目标的胸腔32,并且^皮更具电导率 的身体组件吸收和反射。在图5中图示出了反射射频探询信号的主要组 织表面。双工器130在同时分离发射的RFII和接收到的反射RFII信号。 射频探询信号的反射具有通常在-20dBm到-30dBm范围内的较低的幅值和功率以及代表反射的射频信号的RF"阻抗"的不同的频率成分。建议天 线150最好是手掌大小的，局部波贴片天线，该天线小得足够一皮放置在 目标30的胸膛32上。足够邻近给定了近场RF耦合设备或变换器的天线 150特性。
电路100的接收器部分106必须捕获从目标30返回的射频纟笨询信号 (由图4中的附图标记155指示)，并且^是取出代表射频探询信号的阻抗 等同物的很低的DC到100Hz的内容。此外，电路100的接收器部分106 应当拒绝反射信号155中由发射器部分104产生的不希望的噪声并且最 小化由接收器106自己的电路产生的内部噪声，，如果是反射信号155就 会改变波形。接收器部分106应当具有表示最大接收信号强度的大信噪 (S/N)比，任何干扰信号理想地降低到0强度。接收器部分106包括具 有带通滤波器(BPF) 140、双工器(DUX) 130和低噪放大器(LNA) 160的"前端"，以及具有解调器170和滤波器180、 190和200的"后端"。 由于建议的BPF140是无源滤波器，它可以直接与天线150连接，在 天线处它可以同时用于发射和接收信号滤波功能。通过双工器130从发 射的信号中分离出反射信号155,并将该反射信号155传递给低噪放大器 (LNA) 160。
所公开的接收器设计优选地具有大约7.0 dB的前端损失在BPF140 处大概是2.2dB并且在双工器130处大概是3.15dB，其余的损失发生在 RF传输线路和到天线150的连接器。低噪放大器(LNA) 160加上后续 有源LP和HP滤波器必须补偿大约27dB的信号增益。特别是低噪放大 器(LNA) 160最好由具有固有低相位噪声的半导体制程制造。硅双极制 程或者硅锗制程对于低相位噪声是最适宜的，比GaAs和InP略好，但是 至少可以使用GaAs。
解调器170可操作地通过双工器130与天线150和低噪;^文大器160 连接。优选正交解调，该解调器的结构,皮认为是直接变化的正交解调。 在直接转换中，使用一个降频变化阶段。捕获到的来自低噪声放大器160 的反射信号155被无相移地分开，并且送入两个相同的混合器，解调器 170中的同相混合器('T，)和正交混合器("Q")。每个混合器还接收本地振荡器(LO)信号126,其中'T，混合器接收与传输的信号125相同的 緩存信号，并且"Q"混合器接收与传输的信号125线同的同一緩存信号， 但是由解调器中设置的电路相移90度。两个输入信号125/126的主要混 合器输出是两个输入信号的和与差
混合器输出频率/離=+ A。) + (/m -A。)
由于为原始射频探询信号125和解调器的本地振荡器信号126使用 同样的频率源104,所传输的射频探询信号^(125)与接收到的反射RFII 包含信号L(155)仅有的频率差异是很低的频率。从DC到大约100Hz的 多普勒调制4/^代表射频探询等效心脏阻抗，其中
A0 = I并且& =力％ + + & 解调器/接收器混合器输出/皿+^c) + (2/CT
解调器/接收器滤波器输出=(A/^
用于理想直接变换正交解调器系统的混合器输出将是低频多普勒 调制4/^、 DC
到100Hz，加上恒定DC偏置、^以及中心位于两倍 载波频率(即2a4830MHz)冗余高频带。滤波轻易地移走了该荣誉高 频成分(2A+a/m )。射频探询信号125和本地振荡器信号126尽管是同 样地产生，与差分Q和发射器104/i欠大器120的输出QB具有180的相 位差。此外，当混合时，存在本地振荡器信号126和接收的反射信号155 之间任意但是固定的信号路径差异。在解调器170的输入端，接收到的 信号和本地晶体信号具有引发的任意恒定相位差异^c。从该固定相位差 异l，解调器120将产生偏置DC信号5。c。解调器混合器输出必须以低 频(DC-200Hz)滤波和緩冲以向处理器102优选地发送RFII数据信号 (A/ ,+&c )以便处理提取心脏-呼吸信息。
对于RFII接收器106,解调器170应当以低相位噪声制程例如硅双 极或者石圭锗(SiGe)制造，第三阶失真(IP3 )能级应当是相对高的级别， LO输入应当被设置为相对高的能级，并且内部混合器应当具有良好的转 换效率。作为权宜之计，可以用例如RF9904芯片的无绳电话接收器芯片 用作解调器170。不使用收发器的发射器部分。收发器可以以硅双极制程 制造，该制程具有与其他半导体制程相比低的1/f的相位噪声。所讨论的收发器具有10dB的接收器噪声系数，以及3dB的电压增益，和最大电压 摆幅为3.0V到4.0V ( 1.0^ )的3.5V的I和Q输出DC电平。本地振荡 器最大功率输入是+ 5.0dBm,并且在本设计中最好以+4.0(18111驱动。不 带有输出信号失真的到接收器的最大输入RF信号功率小于-2.0dBm。
最后，低通(LP)滤波和緩沖被提供给I和Q DC,以及I和Q AC 输出。第一对输出I和Q DC仅仅是正交解调的低通滤波后的I和Q输
出，由信号/冊广(A/兩+^c) + (2/汉+A/^)表示。
LP滤波器180 (I和Q)优选地是无源的RC滤波器，该滤波器从解 调器170的I和Q输出去除任何高频RF频率残余成分(2^+A/皿)。结果 I和Q DC对以(OHz )到200Hz的DC频率内容携带数据信号+ 。 所使用的LP滤波器180可以实际被配置为具有相对较高的截止频率(例 如5MHz )，因为在前面描述的i殳计中在200Hz到5MHz之间不存在显著 的电子噪声源。I和QDC输出的主要目的是保持包含勤出等效胸部阻抗 成分(z。)的DC信号。I和Q DC输出的DC信号成分&c ，包含代表基 线阻抗数值5皿和代表接收器输入(射频探询反射)与前述本地振荡器信 号155、 126之间的固定相位差的误差DC电压^
I和Q DC信号必须进行数字形式的处理以便去除频率内容并且去除 加入的接收器DC相位差误差A,以产生等效基础阻抗成分z。。这可以通 过测量解调器170的RF和LO输入之间的固定输入相位差来进行，借助 在制造时完成的校准过程，解调器170是电路的一部分，具有在处理电 路102中提供的用于任何数字信号处理的DC偏置校准系数。
I和QAC输出是I和Q混合器输出，该输出经历了带通滤波，获得 了在1Hz到100Hz之间的信号频率内容。这些信号将包含形如
AZ/A^忍/^ + ^Z/f等效心脏阻抗信号的时变部分。
来自解调器170的I和Q混合器输出信号优选地首先通过一对相同 的有源高通(HP)滤波器，该滤波器被设计为封锁低于大约l优选地低 于l.OHz的频率。接下来是一对相同的低通有源(LP)滤波器200 (I和 Q)，所述低通有源滤波器被设计为封锁200HZ或更高的全部频率，或者更具体地通过在200Hz以下的全部剩余频率。当前优选的HP有源滤波 器190中的每一个(I和Q)包括低噪RC滤波器，緩沖放大器优选地配 置有绝缘的2.5伏特参考电压(^和 )，并且每个具有G=10的设计信 号增益。电压源108的运算放大器緩沖并且将2.5V参考电压R和 彼此 并与4.7V系统电压绝^^。
当前优选的LP滤波器200 (I和Q)是被称为多级反馈轮廓(Multiple Feedback Topography MFT)的有源配置。该有源滤波器类型因为其高Q
因子和对低失真的增益以及为输出信号驱动器提供增益而被选择。每个 LP滤波器200 (I和Q)包括带有RC组件的运算放大器。MFT被调整为 由^/ 的2.5V参考电压参考。两个参考电压^和W可以作为参考DC电 压输出到处理电路102。优选地，从系统10的射频部分100向处理电^各 102提供至少六个输出信号，以便计算等效胸部阻抗和其他心肺数据I DC和QDC， IAC和QAC，和参考DC电压^和 。处理电路102数 字化这些信号并使用它们来确定z。， az/a"和Wz/^2,以及来自各种处 理方法的那些等价物的其他数值。
分离的I和Q输出的好处是，借助信号处理，可以使用幅值和相位 信息来增强接收到的信号，并且仍然有效地去除了信号噪声。这里给出 了第一个简单的信号处理算法，它涉及增强心脏波形信号。
由解调器170和滤波器180、 190、 200输出的信号可以被视为具有I 成分、Q成分和时间的3-D信号。使用者很难了解和解释I和Q信号彼 此相互叠加的3-D显示或者两个2D显示。选定的方法很类似使用I和 Q解调信号的FM极性鉴频器。
如果相对同相信号I绘制正交相位信号Q,这将获得大致4交长且扁的 椭圆图形。穿过I和Q椭圆的中心的直线将与水平(I)轴形成角o。可 以如下地以极座标绘制I和Q数据点，
=柳7/2 +g2)*[COS(0)]i 2,=柳7/2 +g2)*[sin((D)] 其中①二tan—、Q〃i),并且函数tan—M皮定义在-;r到+ ;r弧度，(—180 度到+ 180度)。(如果以计算机语言将函数tan-'定义在-；r/2到+ ;r/2弧 度，(_ 90度到+ 90度)，必须确认I和Q成分的清楚的、看起来细碎但实为重要细节的符号以便在全部角度中确定180度到+ 180度之间的角 度)。最好还要避免在算法中出现接近0的小于最小有效位的分母数值A 除以0的情况。
如果通过修正角度0 = —o，来旋转I和Q信号，而不改变幅值，则信 号在水平轴上将具有最大的幅值，并且当I最大而Q最小时，旋转相位 角^是已知的。旋转的I和Q信号被绘制为
i /, = Sgi r(/2 + g2) * [COS(O) + 60] = Sgi 71(/2 + g2) * [sin(O + 6>)]
并且当旋转情况为^ = -0时，信号变为
此时，恒定相位^表示恒定DC数值，基线心脏阻抗z。的等效加上来 自低噪放大器160的反射RF信号与解调器170的本地振荡器信号之间的 任意相位偏置。如果进行校准测量，其中用10dBRF负载和短路代替天 线，测量到的旋转角度&,将只代表任意相位误差。则当测量病人的胸部 时，可以提取代表z。的相位^。
0 = dr ,& = e _ l
借助迭代的方法找到作为多普勒频率的相位偏置(mz/a )的衍生物 或者时变成分，其中以最高可能FM频率两倍的速度对信号相位采样(即 100Hz数据，每秒200次)。该迭代过程产生了代表等效时变心脏阻抗波 形多普勒频率az/al按照下述步骤进行。
找到初始I和Q旋转
=聊r(/2 + g2) * [CO，)] = ，？V2 + 22) * [sin(O)],
旋转角度e，其中信号I最大化并且信号Q最小化。
i /,=柳r(/2 + g2) * [cos(o)] = i /,.=柳t(/2 + g2)
观=，r(/2 + g2) * [sin(O)] = o
随后我们发现^ = ^ -^OT。
现在出现了用于/i和2,.的新测量"r,并且之前的测量祐 没置为"i-r，
其中我们记为/卜,和a一。在更新旋转角度时，我们发现迭代角度as是
=《-& = tan-'脇-e卜,)/(/, - )}
当测量到大角度时，可能存在测量问题，因为当角度0—an-'(e,.〃i)接
20近90度并且Q接近0时，比率/,/2,.会很大。可以以I和Q测量之间的距 离的平方对迭代角进行加权计算。
五"=[沿-2M)2 +(/,■ -/M )2 * tan-、沿-2M)/(/,. -/,,,)}
使用尺度因子"A"(通常数值A = 0.0005 ),我们测量的大角度被测量
为
9,.=爿*
通过减去前一个角度来更新迭代角A 9
△6 =《—J *五《—,或者以编#呈的形式《=《-^ *五《—i
数值M将随时间变化，代表多普勒移位频率和心脏阻抗。为相位和 幅值信息恢复多普勒信号的幅值。选择该算法是因为它可以为接收器中 的噪声比率提供较高频率的信号并且借助尺度变化，它可以处理更大的 动态范围。以后也许会开发出能更好地提高心脏阻抗波形并且提取更多 信息的其他方法。
已经知道在RF模拟发射和接收部分之间，和低频IF部分与信号处 理之间存在清楚的界限。在ASIC设计中，利用两个ASIC可能更好-一 个被优化用于实现RF接收器功能，另 一个数字芯片被优化用于数字信号 处理、存储器和设备管理功能。后者甚至可以代替一些前面描述的模拟 有源滤波，在灵活数字处理环境中同时进行模拟和数字处理。
本领域的技术人员应当明了在不背离由后述申请所定义的广泛发明 概念的情况下，可以对前面描述的实施例进行改变，所述申请是整体引 入作为参考的提交于2006年9月21日的第60/846,408号美国专利申请， 和提交于2007年4月5日的第60/910,394号美国专利申请。
权利要求
1、一种用于目标的非侵入胸部射频探询以便从目标收集血液动力学、呼吸和/或其他心肺相关数据的射频装置，包括天线，所述天线的尺寸适于被放置在目标附近；射频发射器，所述射频发射器其可操作地与天线连接，并且被配置为将预定固定频率的未调制射频阻抗探询信号仅通过天线发射并且进入临近设置的目标；以及射频接收器，所述接收器可操作地连接到天线，并且被配置为通过天线捕获从目标返回的射频阻抗探询信号的反射。
2、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，射频阻抗探询信 号的预定固定频率是超高频。
3、 根据权利要求2所述的射频装置，其特征在于，放大器将源信号 放大为仅能够以大约仅1.5毫瓦的强度从天线发射射频阻抗探询信号。
4、 根据权利要求4所述的射频装置，其特征在于，超高频是在900 和930MHz之间。
5、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，来自天线的射频 探询信号广播实质上缺少低于至少大约100Hz的噪声成分。
6、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，射频传输器包括 固定预定频率的信号源，并且其中射频发射器包括可操作地连接在所述 源和天线之间以将源信号放大为能够以不大于大约1毫瓦的强度从天线 发射射频阻抗探询信号的放大器。
7、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，还包括可操作地 连接在射频发射器与天线，以及天线与射频接收器之间的带通滤波器， 所述带通滤波器被配置为使以预定固定频率为中心的信号通过。
8、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，射频接收器包括 可操作地与天线连接的正交解调器。
9、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，还包括可操作地 连接在射频发射器和天线之间的双工器，并且在天线与射频接收器之间， 同时进行通过天线的射频发射器和射频接收器操作。
10、 根据权利要求9所述的射频装置，其特征在于，射频接收器包括与双工器可梯:作地连接的正交解调器。
11、 根据权利要求11所述的射频装置，其特征在于，正交解调器输 出至少一个信号，所述信号包含从射频探询阻抗信号的反射中提取的多 普勒成分。
12、 根据权利要求11所述的射频装置，其特征在于，射频接收器还 包括可操作地连接到正交解调器的高通滤波器，所述高通滤波器被配置 为使多普勒成分通过，所述多普勒成分从射频探询阻抗信号的反射中提 取并且具有大于大约1HZ的频率。
13、 根据权利要求13所述的射频装置，其特征在于，射频接收器还包括可操作地连接到高通滤波器的低通滤波器，所述低通滤波器被配置 为使多普勒成分通过，所述多普勒成分从射频探询阻抗信号的反射中提取并且具有〗又大约达到1Hz的频率。
14、 根据权利要求11所述的射频装置，其特征在于，还包括可操作 地耦接到正交解调器的处理电路，以便接收至少多普勒成分，该多普勒 成分是从射频探询阻抗信号的反射中提取。
15、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，还包括包含射 频发射器、贴片天线和射频接收器的手掌大小的壳体，该收发器轻得足 以手持并放置在目标附近。
16、 根据权利要求1所述的射频装置，其特征在于，天线是贴片天线。
17、 一种用于目标的非侵入胸部射频探询以便从目标收集血液动力 学、呼吸和/或其他心肺相关数据的方法，包括下列步骤在目标附近放置天线；标；以及捕获通过天线接收的从目标发射的射频探询信号的反射。
18、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，发射步骤包括以超 高频发射射频阻抗探询信号。
19、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，发射步骤包括以在900和930MHz之间的超高频发射射频阻抗探询信号。
20、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，发射步骤包括发射 实质上不具有低于至少大约100Hz的噪声成分的射频阻抗探询信号。
21、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，发射步骤包括以不 大于大约1毫瓦的强度从天线发射射频阻抗探询信号。
22、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，发射步骤包括以仅 大约1.5毫瓦的强度从天线发射射频阻抗探询信号。
23、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，还包括通过贴片天线对发射和捕获步骤进行双工的步骤。
24、 根据权利要求23所述的方法，其特征在于，还包括在由天线广 播射频阻抗探询信号之前，对双工后的射频阻抗探询信号进行滤波的步骤。
25、 根据权利要求24所述的方法，其特征在于，滤波步骤包括向贴 片天线传递和从贴片天线接收中心在预定固定频率附近的超高频信号。
26、 根据权利要求24所述的方法，其特征在于，滤波步骤包括仅通 过贴片天线传递中心在900和930MHZ范围之间的频率附近的信号。
27、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，提取步骤包括从射 频探询阻抗信号的射频探询信号中提取的多普勒成分。
28、 根据权利要求27所述的方法，其特征在于，提取步骤包括从具 有在大约1和100Hz之间频率的反射的射频探询阻抗信号成分中4是取成 分。
29、 根据权利要求17所述的方法，其特征在于，还包括将天线与用 于执行发射步骤的射频发射器和用于执行捕获步骤的射频接收器组合到 手掌大小的壳体中的初始步骤。
30、 根据权利要求29所述的方法，其特征在于，放置步骤包括将手 掌大小的壳体放置在目标上以执行发射和捕获步骤。
31、 根据权利要求29所述的方法，其特征在于，通过将壳体放置在 目标的衣服上避免所述壳体与目标接触来执行^L置步骤。
全文摘要
一种用于目标的非侵入胸部射频探询以便从目标收集血液动力学、呼吸和/或其他心肺相关数据的射频装置和系统，包括可被放置在目标附近的天线；射频发射器，其被配置为以大约1毫瓦或者更小的安全能级从天线发射预定固定频率的未调制射频阻抗探询信号，该信号进入人体，通过天线并且进入临近设置的目标的；以及通过天线捕获从目标返回的射频阻抗探询信号的反射的射频接收器。反射的多普勒成分包含可以从捕获的反射中提取的数据。
文档编号A61B5/02GK101553163SQ200780043215
公开日2009年10月7日 申请日期2007年9月21日 优先权日2006年9月21日
发明者安德鲁·帕尔, 罗伯特·弗里曼德 申请人:奈鹰唯医学科技公司