專利名稱：無創式顱內壓測量方法及測量儀的制作方法
技術領域：
本發明屬于生物醫學領域，尤其涉及顱骨內壓的測量。
背景技術：
顱內壓即是指顱腔內容物對顱腔壁所產生的壓強，可以用腦脊液的靜水壓來表示。醫學上認為人的正常范圍是7-18厘米水柱(O. 69 O. 78kPa)，顱骨內壓處于18至20厘米水柱(I. 77 I. 96kPa)屬于可疑的臨床癥狀，達到20厘米(I. 96kPa)以上為顱內壓增聞。腦部疾病如腦組織損傷感染、內出血、腦積水等，均會造成腦脊液淤積致使顱骨內壓強迅速增高，而顱內壓增高是臨床上導致病人病情惡化、術后不良或死亡的常見原因之 一，因此對顱內壓的測量具有重要意義。現今用于顱內壓測量的方案有很多，但基本都分為以下兩類一類為外科手術法包括腦脊液流出、腰椎穿刺和壓力傳感器植入。其中，腦脊液流出的方法最為原始，但對患者創傷大，測量結果常常容易受到管道阻塞和組織液淤積等各種問題的影響；對腰椎進行穿刺器械簡單，但患有脊骨關節疾病的無法實施，且穿刺的實施對醫務人員手術的準確性和技巧性要求較高，術后又存在諸多并發癥；植入式壓力傳感器是一種同本發明一樣做到實時測量的方案，但植入和取出過程手術復雜，且一直埋入的電學器件和其線纜或電波對患者健康影響較大。綜上，這些有創檢測是目前應用較多的方法，但這些方法不可避免地給病人帶來了更多的肢體痛苦和導致二次感染的風險。另外一類為光譜脈沖法包括近紅外光譜信號分析、閃光視覺誘發電位和經頻超聲多普勒。其中，CN202161317U近紅外光譜信號裝置依靠不同物質材料對近紅外線有特征吸收的原理，但顱壓在內顱骨在外，微弱變化的外骨骼張力產生的微弱信號很難高效靈敏地實現顱內壓的測量，需要醫務人員進行專業和細致分析；CN1404793A閃光視覺誘發電位檢測方法和裝置則依賴脈沖閃光下頭部神經反應時發出的電信號，需要精密的閃光儀器、模糊的經驗曲線、繁雜的信號處理，存在很多誤差來源和測量問題；CN101150989A通過聲學換能器無創測量和CN200980680Y腦血管血液動力學檢測裝置則依靠原本用于腦血管成像的經頻超聲多普勒技術，主要根據顱內壓導致的血流變化發現病變，但此過程要經歷顱內壓增高、調節功能喪失、灌注壓下降、腦血流下降四個過程，等到發現腦血流有明顯變化時往往為時已晚，況且腦血管活性受多種非線性因素(如PaC02、Pa02、pH值、血壓)以及心跳波動的影響，病變時腦內生理學環境復雜，以致測量顱內壓時條件復雜又存在交叉干擾，參數無法準確確定。除此之外，還有諸如視網膜測壓法、生物電阻抗法、磁感應斷層成像等不常用的方法，但上述方法均存在儀器和處理復雜昂貴、準備和測量時間過長、實施和維修困難、無法直接測量而只是利用顱內壓升高的臨床癥狀或化學特征致使結果缺乏穩定性和靈敏度的問題，上述可參見ISBN:9787040288681《顱內壓無創檢測方法與實現》，季忠。可見，近幾年來國內外對顱內壓的無創檢測方法也多有研究，但現今這些方案都只是就某一種復雜檢查方法中通過其他參數觀察顱內壓方面的可行性進行探討，能夠在臨床上高效準確地應用于專門測量顱內壓的無創儀器尚不多見。根絕人類頭骨的彈性振動模型，顱骨可以看作一個球形彈性板，顱內壓就是作用在板內部的液壓。如果在該體的一端施加振動壓力時，顱骨自身也會產生振動，壓在另一端的傳感器會收到經過顱骨傳導過來的振動信號，而且內壓不同，其共振頻率也不相同，機械振動模型及其信號分析方法參見ISBN :9787111026945《機械振動手冊》，屈維德，唐恒齡一書中圓柱殼的振動、信號分析和數據處理兩章節部分。其中，共振頻率的正常參數為400-600HZ，該顱骨生理特征參數數據參見J. Acoust. Soc. Am. Volume28,Issue 6 《Response of the Human Skull to Mechanical Vibrations》， ErnstK. Franke,且此參數與個人頭骨尺寸無關，具有普遍適用的參考和應用價值，該結論參見《Resonance frequencies of the human skull in vivo》，Bo Hakansson, AndersBrandt, PederCarlsson0
發明內容

為了克服現有無創技術方案的局限和不足，本發明根據人類頭骨彈性振動模型，提出了一種便捷、準確、無創的數字式顱內壓測量方法和測量儀，該測量儀在嵌入式系統平臺上可快速數據處理、實時顯示、數據聯網和存儲。

發明內容
一種無創式顱內壓測量方法，包括以下實施步驟第一步使患者頭部前額骨處與一個受控振動發生裝置接觸，由振動源驅動該裝置產生足已覆蓋病人頭部的恒定幅度的共振和頻率的振動信號；第二步使患者額骨對側的枕骨處與振動信號接收傳感器接觸，信號接收傳感器接收經顱骨傳導過來的振動信號并轉為電信號傳輸給無創式顱內壓測量儀器；第三步由無創式顱內壓測量儀器，將振動源振動信號和上述傳感器接收的反饋的信號，用分析檢測算法進行處理，繪出振動信號經過顱骨的頻率響應曲線，提取出病人頭部的共振頻率；所述的分析檢測算法是，無創式顱內壓測量儀器先將兩路輸入信號進行六階小波濾波，然后再將輸入的兩路信號進行快速傅里葉變換，將變換的結果對應相除從而得到顱骨的頻域響應曲線；在此頻譜中且在輸入信號的頻率范圍之內，找到頻譜的最大值，此值即為顱骨的共振頻率；第四步再通過顱骨的共振頻率和顱內壓的一一對應關系，得出顱內壓的測量值；第五步在上位機軟件界面和液晶顯示屏上顯示出病人此時顱內壓的測量參數。一種用于上述方法的無創式顱內壓測量儀器，它由ARM處理器、掃頻電路、功率放大電路、受控振動源、傳感器系統、低噪聲放大電路、數據采集和轉換電路、數字信號處理單元和顯示單元電聯接構成；其中掃頻電路是將ARM核心產生的信號序列在掃描頻率寬度為O-IkHz的范圍內調諧出穩定連續的掃頻信號/高斯白噪聲信號，用于控制振動頻率；該掃頻電路采用數字頻率合成法，包括D/A轉換單元和模擬平滑濾波器兩部分；合成的數字序列先經過D/A器件形成連續波形，再經過低通濾波器平滑波形；具有10MSpS*10bitS的轉換速率；
功率放大電路是將掃頻信號或者高斯白噪聲信號進行功率放大，使其足以驅動受控振動源；該功率放大電路采用可變電阻增益方式，功率放大范圍1-10倍，可調整到具有最佳響應或病人身體適宜的功率；受控振動源是將電信號波形轉化成作用于病人前額處的振動作用力；傳感器系統是將顱骨傳來的振動信號轉為電信號，并由低通濾波電路對接收到的電信號濾除高頻噪聲；傳感電路包括前端檢測帶寬大于20kHz的高靈敏度加速度傳感器，可準確測出枕骨受力，以及后端截止頻率為2. 5kHz的模擬低通濾波器用于濾除帶外噪聲，并作為采樣電路的抗混疊濾波器；低噪聲放大電路是對濾波輸出的信號進行合適的抗噪線性放大供后端分析識別；它采用了能夠低噪放大和高頻退耦的低噪聲放大器，該類放大器可直接應用于低頻信號放大并能夠有效消除波紋、脈沖和高頻噪聲；
數據采集和轉換電路用于實時采集傳感電路傳來的接收信號，同時采集驅動受控振動源的功率輸出信號；該信號采集系統在ARM芯片的控制下以2. 5倍于信號帶寬的速率同時使用兩路A/D轉換器對掃頻部分功率放大電路的輸出信號和傳感電路接收并去噪的信號進行采樣，以采樣率固定為2511Hz，精度為24位；數字信號處理單元用于對信號分別進行小波濾波，和快速傅里葉變換，算法求解出顱骨的振動響應函數，完成對共振特征頻率的識別和檢測；該數字信號處理單元考慮到計算的時延和結果的分辨率，采用高性能DSP分別對采集到的接收數字信號和基準數字信號進行6階的小波濾波和1024點FFT快速傅里葉變換；ARM處理器作為控制系統核心，以本地脈沖實現原始掃頻信號編碼序列的產生，同時控制A/D和D/A采集和轉換過程，并對整個信號鏈路的產生、調諧、采集和處理過程進行協調和分配；它依據計算結果調諧出頻率范圍為O-IkHz的序列脈沖信號，作為原始數字信號輸入給DAC，DAC將數字信號轉換為模擬信號輸出；液晶屏顯示單元將數據以簡明的數碼顯示出來，并提供觸屏操作。上述無創式顱內壓測量儀器還可包括網絡模塊，通過網絡模塊無線通信，將數據上傳至具有提醒和待機功能的遠程/近程聯網設備。本發明的工作原理是，依據顱骨對不同頻率振動信號的響應特性，在顱骨前額接觸式地施加固定范圍的振動信號，并在枕骨處接觸式地接收傳導信號，采用系統響應識別的方法進行處理，從而以無創式的測量方式得出顱內壓數據。測顏內壓的響應參數時，并未默認輸入恒定而直接測量接收信號的絕對值，而是先將兩路輸入信號進行6階小波濾波，然后再將輸入的兩路信號進行快速傅里葉變換，最近將變換的結果對應相除從而得到顱骨的頻域響應曲線。在此頻譜中且在輸入信號的頻率范圍之內，找到頻譜的最大值，此值即為顱骨的共振頻率，再通過顱骨的共振頻率和顱內壓的一一對應關系，得出顱內壓的值。本發明的積極效果在于I.本方法能夠實時、快速的診斷，由高性能處理器對信號進行變換與分析，在掃描結束之后幾秒之內便可得出結果，可以隨時進行測量而不會給病人造成附加影響，從而實時監控狀況和掌握變化。2.本方法的測量方式便捷、無創，測量過程中只需將振動源和傳感器貼在病人顱骨的前后，待掃頻掃描過程結束后取掉即可，無需任何手術和場地，還可以裝在如救護車和私人轎車等狹小空間以備急用，病人則可以自己在家發現問題和采取應急措施。3.本方法的使用過程安全、簡單，系統平臺的工作只需要普通的低壓直流電源或者鋰電池，可以隨處安放而不必擔心工作環境維護和用電安全等問題，而振動傳導裝置即插即用，也沒有任何使用的問題。4.本方法專用于顱內壓的精確測量，除非頭部有骨裂現象，共振結果不會受到除顱骨內壓以外其他因素的影響，測量對象單一，并采用上述特殊電路與結構良好地實現了對噪聲干擾、生理波動和測量誤差的消除，得出清晰穩定的共振頻率值。5.本方法對不同的病人都能普遍適用，通過自動智能學習方法建立的特征識別數據庫，使每個人都能形成自己正常時的基準值，使得測量結果與個人體質無關，結果準確而有針對性。6.本方法采用嵌入式平臺，以低成本的方式實現了專用的顱內壓測量功能，系統 的硬件采用通用的ARM (Advanced RISC Machines)核心、常用的器件和制版,上位機軟件兼容于主流Windows操作系統，具有工藝簡單、材料易購、軟件通用的特點，便于進行量產，且能保證產品性能。具有鄉鎮衛生所和個人也能夠接受的價格。7.本方法構成一個信息化系統，數字化采集、數字化管理，計算過程快速而準確，系統可編程可更改，適用范圍廣、便于參數修正，測量結果可以作為數據存儲在存儲器或服務器中，作為以后的臨床記錄和診斷憑據保留在數據庫。8.本方法具有可供選配的近程和遠程無線的聯網功能。專用的GPRS模塊將統計結果及時地發送到遠程的醫生那里，可實現遠程醫療與遠程監護，能為醫生和病人節約大量時間和金錢，醫生則可以通過手機在線實時了解每位患者的病情。采用zigbee的2. 4GWLAN模塊可對多個儀器進行聯網組網，同時收集各個病房內病人參數的實時變化，使醫生在值班室就可獲得每位病人的身體狀況，并能夠在病危時自動提醒醫生。9.本方法可以通過USB (Universal Serial BUS)接口聯機工作，結果以友好而清晰的應用軟件界面實時呈現在屏幕上，操作以簡單的菜單模式完成控制，免去了必須針對復雜的圖像和微量的結果采用專業儀器進行專業分析所造成的問題和麻煩，普通病患及其家屬即使在沒有醫生的情況下也可以自己隨時觀察病人的顱內壓狀況。10.本方法實現了自動化技術，其測量工作過程基本脫離人為因素和手術環節的影響，避免了由于人為失誤和人員素質問題所造成的錯誤診斷及其不良影響。


圖I是無創式頡內壓測量方法示意圖；圖2是無創式顱內壓測量儀器構成框圖；圖3內壓升高顱骨實驗參數曲線圖；圖4內壓正常顱骨實驗參數曲線圖；圖5遠程聯網方式示意圖；圖6區域組網方式示意圖。圖例說明1-ARM處理器；2_掃描電路；3_功率放大電路；4_輸入振動源，5_數據轉換電路；6-傳感器系統；7_低噪聲放大電路；8 —數字彳目號處理單兀；9_計算機(上位機)；10-液晶顯示器；11-顱內壓測量儀器；12-基站；13_中心站點；14_基站；15_醫生家中或醫院；16-內部終端設備；17-內部終端設備。下面結合附圖對本發明進一步說明。
具體實施例方式如圖I所示，一種無創式顱內壓測量方法，包括以下實施步驟I、使患者頭部前額骨處與一個受控振動發生裝置接觸，由振動源驅動該裝置產生足已覆蓋病人頭部的恒定幅度的共振和頻率的振動信號；2、使患者額骨對側的枕骨處與振動信號接收傳感器接觸，信號接收傳感器接收經顱骨傳導過來的振動信號并轉為電信號傳輸給無創式顱內壓測量儀器；3、由無創式顱內壓測量儀器，將振動源振動信號和上述傳感器接收的反饋的信號，用分析檢測算法進行處理，繪出振動信號經過顱骨的頻率響應曲線，提取出病人頭部的 共振頻率；所述的分析檢測算法是，無創式顱內壓測量儀器先將兩路輸入信號進行6階小波濾波，然后再將輸入的兩路信號進行快速傅里葉變換，將變換的結果對應相除從而得到顱骨的頻域響應曲線；在此頻譜中且在輸入信號的頻率范圍之內，找到頻譜的最大值，此值即為顱骨的共振頻率。4、再通過顱骨的共振頻率和顱內壓的一一對應關系，得出顱內壓的測量值。5、在上位機軟件界面和上位機液晶顯示屏上顯示出病人此時顱內壓的測量參數。一種用于上述方法的無創式顱內壓測量儀器，其電路構成如圖2所示；它由ARM處理器I、掃頻電路2、功率放大電路3、受控振動源4、傳感器系統5、低噪聲放大電路6、數據采集與轉換電路7、數字信號處理單元8、ARM處理器9、液晶顯示單元10、聯網模塊構成，其中(I)掃頻電路2是將ARM處理器I產生的信號序列在掃描頻率寬度為O-IkHz的范圍內調諧出穩定連續的掃頻信號或高斯白噪聲信號，用于控制振動頻率；該掃頻電路2采用數字頻率合成法，包括D/A轉換單元和模擬平滑濾波器兩部分；合成的數字序列先經過D/A器件形成連續波形，再經過低通濾波器平滑波形；具有10MSpS*10bitS的轉換速率。(2 )功率放大電路3是將掃頻信號2或者高斯白噪聲信號進行功率放大，使其足以驅動受控振動源4 ;該功率放大電路3采用可變電阻增益方式，功率放大范圍1-10倍，可調整到具有最佳響應或病人身體適宜的功率；(3)受控振動源4是將電信號波形轉化成作用于病人前額處的振動作用力；(4)傳感器系統6是將顱骨傳來的振動信號轉為電信號，并由低通濾波電路對接收到的電信號濾除高頻噪聲；傳感電路包括前端檢測帶寬大于20kHz的高靈敏度加速度傳感器，可準確測出枕骨受力，以及后端截止頻率為2. 5kHz的模擬低通濾波器用于濾除帶外噪聲，并作為采樣電路的抗混疊濾波器。(5)低噪聲放大電路7是對濾波輸出的信號進行合適的抗噪線性放大供后端分析識別；它采用了能夠低噪放大和高頻退耦的低噪聲放大器，該類放大器可直接應用于低頻信號放大并能夠有效消除波紋、脈沖和高頻噪聲。(6)數據采集與轉換電路用于實時采集傳感電路傳來的接收信號，同時采集驅動受控振動源的功率輸出信號；該信號采集系統在ARM芯片的控制下以2. 5倍于信號帶寬的速率同時使用兩路A/D轉換器對掃頻部分功率放大電路的輸出信號和傳感電路接收并去噪的信號進行采樣，以采樣率固定為2511Hz，精度為24位。(7)數字信號處理單元8用于對信號分別進行小波濾波，和快速傅里葉變換，算法求解出顱骨的振動響應函數，完成對共振特征頻率的識別和檢測；該數字信號處理單元考慮到計算的時延和結果的分辨率，采用高性能DSP分別對采集到的接收數字信號和基準數字信號進行6階的小波濾波和1024點FFT快速傅里葉變換；(S)ARM處理器I作為控制系統核心，以本地脈沖實現原始掃頻信號編碼序列的產生，同時控制A/D和D/A采集和轉換過程，并對整個信號鏈路的產生、調諧、采集和處理過程進行協調和分配；它依據計算結果調諧出頻率范圍為O-IkHz的序列脈沖信號，作為原始數字信號輸入給DAC，DAC將數字信號轉換為模擬信號輸出；(9)液晶屏顯示單元10將數據以簡明的數碼顯示出來，并提供觸屏操作；上述無創式顱內壓測量儀器電路中還可包括網絡模塊，該網絡模塊為可按需靈活 選配的單元，接入顱內壓測量儀器11后，可將數據結果無線發送到遠程或附近的計算機9 ；網絡模塊可采GPRS手機通訊模塊或無線局域網模塊；其中GPRS手機通訊模塊可以用于遠程醫療通信，即使醫患兩地分離也可以實時互動；近距的無線局域網模塊則采用zigbee區域組網技術，用于近距的醫療通信，可實現附近多處多個顱內壓測量儀器對數據的上傳匯
O圖5是帶有網絡模塊的顱內壓測量儀器工作過程實施例，如圖5所示，液晶顯示器10安裝GPRS自動轉發模塊后，顱內壓測量儀器11工作時將由數字信號處理單元8計算得到的共振信息交給GPRS發射模塊，無線傳輸到基站12，基站12再將信息發至中心站點13，由其轉發到基站14到達醫生家中或醫院15，由醫生家中或醫院內部終端設備16或17接收和顯示信息，并與顱內壓測量儀器11通訊聯絡。圖6是區域組網方式實施例，此例講述zigbee網絡模塊的工作過程。如圖6所示，節點第一至第五為不同房間的zigbee無線節點，在圖2所示液晶顯示器10安裝zigbee網絡轉發模塊后，測量和分析過程后由數字信號處理單元8計算得到的共振信息交給相連的zigbee網絡節點，各節點和監護中心的無線節點組建的無線局域網將該房間內病人的參數上傳至監控中心節點，顯示在病情監護中心的顯示器或其他終端上，實現在監護中心對各處病人病情的監護。如圖2所示的實施例工作過程如下，供電并開啟ARM主控板程序，ARM處理器I控制電路執行工作，為了保證獲取即時數據以及短時間內結果平穩的特性，也便于縮短測量時間減少病人的痛苦，以O. 5秒的較短周期在70-700HZ范圍內產生幅度恒定的掃頻控制信號a。掃頻控制信號a作為編碼數字序列需要經過掃頻電路2轉換為連續的掃頻波形b，但D/A器件只能維持提供相應的電壓，因此采用功率放大電路3對信號進行功率放大，產生具有足以驅動受控振動源的電流電壓的激勵信號c輸入振動源4，產生同頻的振動信號e，同時也將激勵信號c輸給數據轉換電路5以產生用作頻譜響應基準的數字信號。振動信號e調到最優后通過振動發生器端施加在被測試者頭部。經過該被測試者頭部特性地傳導，在接收傳感器端端接收到振動信號f，收到的信號f被模擬前端的傳感和低通電路6轉化為低頻的微弱電信號g。
微弱電信號g經低噪聲放大器電路7放大，并同時構成一級低通濾波器，將多余的高頻毛刺噪聲濾除，形成低頻而平滑的恒包絡接收信號h。接收信號h輸入數據轉換電路5轉換成數字接收信號，同時激勵信號d轉化成的基準數字信號，兩路數字信號i在ARM處理器I的控制下以路徑k的方式輸入數字信號處理單元8或以路徑j的方式輸入計算機9的數字信號處理程序，進行信號處理和分析過程。在數字信號處理過程和分析過程中，兩路信號進行FFT快速傅里葉變換，轉化為頻譜參數，再將得到的兩套頻點參數相除，得出各點的頻率響應，通過各點的幅度值找出共振點并繪出頻譜的波形，掃頻范圍70-700HZ內的幅度最大的值點便是共振頻點。最后將所得的波形和數據以信息i的形式交由液晶顯示器10完成對波形和共振點的顯示，被測試者的頻率響應曲線如圖3和圖4所示。
圖3和圖4，分別是人正常狀態和憋氣使顱內壓升高時得到的兩組不同參數，其中0-70Hz以及700-800HZ之間的波動則屬于測量范圍之外的信號無需關注，70_700Hz范圍內的尖峰如兩圖中點P所指便是共振頻率點。一般在其周圍也會出現很多其他小的干擾峰值，圖中如點a和點b，不如共振頻率點幅度大且波形不穩，在其頻點附近也沒有明顯的共振加強現象，無法形成平緩升降的過渡坡，如g所圈范圍處，使得共振峰及其最高共振頻率點較容易識別。共振點頻率處于400-600Hz之內屬于正常范圍，頻率低于此范圍則認為是顱內壓增高。如圖4與圖3相比，圖4明顯屬于顱內壓增高，共振頻率降低20%-30%，進入顱內壓增加的典型范圍。
權利要求
1.一種無創式顱內壓測量方法，其特征在于，它包括以下實施步驟 第一步使患者頭部前額骨處與一個受控振動發生裝置接觸，由振動源驅動該裝置產生足已覆蓋病人頭部的恒定幅度的共振和頻率的振動信號； 第二步使患者額骨對側的枕骨處與振動信號接收傳感器接觸，信號接收傳感器接收經顱骨傳導過來的振動信號并轉為電信號傳輸給無創式顱內壓測量儀器； 第三步由無創式顱內壓測量儀器，將振動源振動信號和上述傳感器接收的反饋的信號，用分析檢測算法進行處理，繪出振動信號經過顱骨的頻率響應曲線，提取出病人頭部的共振頻率； 所述的分析檢測算法是無創式顱內壓測量儀器先將兩路輸入信號進行六階小波濾波，然后再將輸入的兩路信號進行快速傅里葉變換，將變換的結果對應相除從而得到顱骨的頻域響應曲線；在此頻譜中且在輸入信號的頻率范圍之內，找到頻譜的最大值，此值即為顱骨的共振頻率； 第四步再通過顱骨的共振頻率和顱內壓的一一對應關系，得出顱內壓的測量值； 第五步在上位機軟件界面和液晶顯示屏上顯示出病人此時顱內壓的測量參數。
2.一種用于權利要求I所述方法的無創式顱內壓測量儀器，其特征在于，它由ARM處理器、掃頻電路、功率放大電路、受控振動源、傳感器系統、低噪聲放大電路、數據采集和轉換電路、數字信號處理單元和顯示單元電聯接構成；其中 (1)掃頻電路是將ARM核心產生的信號序列在掃描頻率寬度為O-IkHz的范圍內調諧出穩定連續的掃頻信號/高斯白噪聲信號，用于控制振動頻率；該掃頻電路采用數字頻率合成法，包括D/A轉換單元和模擬平滑濾波器兩部分；合成的數字序列先經過D/A器件形成連續波形，再經過低通濾波器平滑波形；具有10MSpS*10bitS的轉換速率； (2)功率放大電路是將掃頻信號或者高斯白噪聲信號進行功率放大，使其足以驅動受控振動源；該功率放大電路采用可變電阻增益方式，功率放大范圍ι- ο倍，可調整到具有最佳響應或病人身體適宜的功率； (3)受控振動源是將電信號波形轉化成作用于病人前額處的振動作用力； (4)傳感器系統是將顱骨傳來的振動信號轉為電信號，并由低通濾波電路對接收到的電信號濾除高頻噪聲；傳感電路包括前端檢測帶寬大于20kHz的高靈敏度加速度傳感器，可準確測出枕骨受力，以及后端截止頻率為2. 5kHz的模擬低通濾波器用于濾除帶外噪聲，并作為采樣電路的抗混疊濾波器； (5)低噪聲放大電路是對濾波輸出的信號進行合適的抗噪線性放大供后端分析識別；它采用了能夠低噪放大和高頻退耦的低噪聲放大器，該類放大器可直接應用于低頻信號放大并能夠有效消除波紋、脈沖和高頻噪聲； (6)數據采集和轉換電路用于實時采集傳感電路傳來的接收信號，同時采集驅動受控振動源的功率輸出信號；該信號采集系統在ARM芯片的控制下以2. 5倍于信號帶寬的速率同時使用兩路A/D轉換器對掃頻部分功率放大電路的輸出信號和傳感電路接收并去噪的信號進行采樣，以采樣率固定為2511Hz，精度為24位； (7)數字信號處理單元用于對信號分別進行小波濾波，和快速傅里葉變換，算法求解出顱骨的振動響應函數，完成對共振特征頻率的識別和檢測；該數字信號處理單元考慮到計算的時延和結果的分辨率，采用高性能DSP分別對采集到的接收數字信號和基準數字信號進行6階的小波濾波和1024點FFT快速傅里葉變換； (8)ARM處理器作為控制系統核心，以本地脈沖實現原始掃頻信號編碼序列的產生，同時控制A/D和D/A采集和轉換過程，并對整個信號鏈路的產生、調諧、采集和處理過程進行協調和分配；它依據計算結果調諧出頻率范圍為O-IkHz的序列脈沖信號，作為原始數字信號輸入給DAC，DAC將數字信號轉換為模擬信號輸出； (9)液晶屏顯示單元將數據以簡明的數碼顯示出來，并提供觸屏操作。
3.如權利要求2所述的無創式顱內壓測量儀器，其特征在于，它還可包括網絡模塊，通過網絡模塊無線通信，將數據上傳至具有提醒和待機功能的遠程/近程聯網設備。
全文摘要
本發明公開了一種無創式顱內壓測量方法及實施方法的測量儀，首先使患者頭部前產生的振動信號并傳輸給無創式顱內壓測量儀器；由無創式顱內壓測量儀器處理提取出病人頭部的共振頻率，并得出顱內壓的測量值；最后在上位機軟件界面和液晶顯示屏上顯示出病人此時顱內壓的測量參數。本方法能夠實時、快速的診斷，由高性能處理器對信號進行變換與分析，在掃描結束之后幾秒之內便可得出結果，可以隨時進行測量而不會給病人造成附加影響，從而實時監控狀況和掌握變化。
文檔編號A61B5/03GK102813513SQ20121016149
公開日2012年12月12日 申請日期2012年5月23日 優先權日2012年5月23日
發明者李卓東, 王小波, 畢文偉 申請人:李卓東