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非接触磁感应式颅内压监测装置

阅读：569发布：2020-05-19

专利汇可以提供非接触磁感应式颅内压监测装置专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本发明涉及一种非接触磁感应颅内压监测装置，包括用于生成激励信号和参考信号的激励源；以及一个环绕在被测头颅周围的磁感应检测装置，该磁感应检测装置连接于所述激励源输出端，根据激励源提供的激励信号产生交变的激励磁场信号，激励磁场信号穿过整个被测头颅，激励磁场信号和二次磁场信号叠加在一起形成一个相对于参考信号发生相位改变的叠加磁场信号；以及鉴相器，鉴相器对所述参考信号和叠加磁场信号的相位差进行检测，该相位差用于反映颅内容物对颅腔壁产生的压力变化。本发明可克服脑早期病变引起ICP升高时，有脑脊液和脑血流动力学的调节作用，使ICP升高不大，导致直接ICP监测无法敏感地反映早期病变的改变的缺陷。，下面是非接触磁感应式颅内压监测装置专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种非接触磁感应颅内压监测装置，其特征在于，包括用于生成激励信号和参考信号的激励源；以及
一个环绕在被测头颅周围的磁感应检测装置，该磁感应检测装置连接于所述激励源输出端，磁感应检测装置根据激励源提供的激励信号产生交变的激励磁场信号，激励磁场信号穿过整个被测头颅，在被测头颅内产生涡流，该涡流又产生一个二次磁场信号，激励磁场信号和二次磁场信号叠加在一起形成一个相对于参考信号发生相位改变的叠加磁场信号；
以及
鉴相器，该鉴相器的输入端分别与所述激励源的输出端以及所述磁感应检测装置的输出端连接，鉴相器对所述参考信号和叠加磁场信号的相位差进行检测，该相位差用于反映颅内容物对颅腔壁产生的压力变化。
2.根据权利要求1所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，激励源为多频正弦激励源，该多频正弦激励源包括供用户设定频率和功率的输入设备，以及连接于所述输入设备输出端的单片机，根据输入设备提供的信号发出控制指令；以及连接于单片机输出端的现场可编程门阵列，接收单片机的控制指令后发生控制时序信号；以及
产生时钟频率的晶振；以及
与晶振连接的锁相环，将晶振输出的时钟频率信号进行倍频得到参考时钟；以及分别与现场可编程门阵列和锁相环输出端连接于直接数字式频率合成器，根据现场可编程门阵列提供的控制时序，以及根据锁相环提供的参考时钟，生成用户设定的频率和功率信号；以及
连接于直接数字式频率合成器输出端的开关选频滤波器，将直接数字式频率合成器输出的频率和功率信号转换为参考信号输出；以及
连接于开关选频滤波器输出端的功率放大和匹配器，将开关选频滤波器输出的参考信号进行放大和匹配作为激励信号输出。
3.根据权利要求2所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述多频正弦激励源还包括一个连接于单片机输出端的显示器，用于显示用于当前设置的频率和功率参数。
4.根据权利要求2所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述多频正弦激励源用于生成200KHz，1MHz，10.7MHz，21.4MHz，30.85MHz，40.05MHz，49.95MHz共7个频率的标准正弦信号，输出信号功率调节范围为：10mW—2W。
5.根据权利要求1所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述激励源包括产生时钟频率的晶体振荡器；以及
连接于晶体振荡器输出端的功率分配器，将晶体振荡器生成的时钟频率分成第一路时钟频率和第二路时钟频率；以及
连接于功率分配器输出端的第一振幅调整器，调整功率分配器输出的第一路时钟频率成为参考信号；以及
连接于功率分配器输出端的第二振幅调整器，调整功率分配器输出的第二路时钟频率；以及
连接于第二振幅调整器输出端的功率放大器，将来自于第二振幅调整器的输出信号进行放大成为激励信号。
6.根据权利要求1所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述磁感应检测装置由间隔布置的激励线圈和检测线圈组成，激励线圈和检测线圈以相互平行且在同轴固定在有机玻璃套筒的外表面。
7.根据权利要求5所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，激励线圈和检测线圈均由铜漆包线绕制而成，激励线圈和检测线圈的直径均为10—30cm，激励线圈和检测线圈间隔距离为6—9cm。
8.根据权利要求1所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述鉴相器包括第一滤波器，对激励源输出的参考信号进行预滤波；以及
连接于第一滤波器输出端的第一程控增益放大器，对预滤波后的参考信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内；以及第二滤波器，对磁感应检测装置输出的叠加磁场信号进行预滤波；以及
连接于第二滤波器输出端的第二程控增益放大器，对预滤波后的叠加磁场信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内；以及分别与第一程控增益放大器和第二程控增益放大器连接的A/D转换器，将来自于第一程控增益放大器和第二程控增益放大器转换为数字信号；以及
与A/D转换器连接的数据采集器，对A/D转换器输出的两路信号进行同步采集；以及与数据采集器连接的现场可编程门阵列，为各部分电路提供工作时序以及作为接口电路；以及
与现场可编程门阵列连接的DSP，用于完成快速傅里叶变换，计算输入两路信号的相位差；以及
与DSP连接的同步动态随机存储器，DSP处理数据时将数据从SDRAM中读出，进行快速傅里叶变换，得到相位差数据；以及
与DSP连接的显示器，DSP再获得的相位差数据送往显示器实时显示，并绘制相位差曲线。
9.根据权利要求8所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述鉴相器还包括一个与现场可编程门阵列连接的时钟模块，现场可编程门阵列通过时钟模块提供的同步时钟，为数据采集器提供采样时钟，以及为DSP提供数据传输时钟。
10.根据权利要求8所述的非接触磁感应式颅内压监测装置，其特征在于，所述鉴相器还包括一个与DSP连接的外部闪存，12小时的相位差数据存储到DSP内部的RAM或外部闪存中。

说明书全文

非接触磁感应式颅内压监测装置

技术领域

[0001] 本发明属于生物医学医疗设备技术领域，具体涉及神经内外科非接触磁感应颅内压监测装置。

背景技术

[0002] 各类颅脑外伤、脑肿瘤、脑卒中、脑梗死、脑缺血、脑炎症、癫痫、脑血肿以及高原脑水肿等神经内外科常见疾病，多数病例发病时来势凶猛、病情危重，死亡率高。这些疾病大多伴随颅内压（intracranial pressure, ICP）的增高，它是导致病人病情恶化、预后不良、二次脑损伤和死亡的最常见原因之一。准确、迅速、客观和便捷的ICP监护是观察患者病情变化、进行早期诊断、确定治疗方案、指导临床药物治疗、判断和改善预后的重要手段。

[0003] ICP是指颅内容物对颅腔壁产生的压力，以脑脊液(cerebrospinal fluid, CSF)压力为代表。现有各种ICP监测方法是以被测生理参数与ICP变化的相关性为基础，存在各种不同的局限性。有创ICP监测方法，例如脑室内、脑实质内、硬膜外或硬脑膜下、蛛网膜下腔、腰椎穿刺法、神经内镜、有创脑电阻抗监护等，存在对人体有损伤、病人痛苦大、容易引起感染等问题；CT和MRI影像学方法，存在检查价格较贵、无法实施床旁和急救现场监护等问题。无创ICP监测方法，包括基于超声的视神经鞘直径、视网膜静脉压或动脉压、闪光视觉诱发电位、鼓膜移位、前囟测压、无创脑电阻抗、微创应变电测法、近红外光谱监测、经颅多普勒等，由于脑早期病变引起ICP升高时，有脑脊液和脑血流动力学的调节作用，使ICP升高不大，导致直接ICP监测无法敏感地反映早期病变的改变。另外，ICP监测方法存在下列问题：①重型颅脑伤、严重烧伤、传染病、皮肤病、皮肤过敏等患者，不便于使用接触式方法进行监护；②接触式方法不能满足个性化和老龄化人群在个性化治疗时对监护的需求；③接触式测量在病人头部安放电极多，临床使用不方便，限制病人的活动，增加不舒适感；④对于特种兵、空军飞行员、宇航员等特殊人群，需要在自然状态下进行监测时，接触式方法更不适合；⑤各种无创ICP监测存在不同程度的检测盲区。

[0004] 针对现有ICP监测方法的不足和临床神经内外科疾病诊疗的需要，提出一种具有早期病变和深部病变灵敏度高、非接触磁感应式、便于床旁监护的ICP监测方法，对提高神经内外科患者的救治水平具有重要意义。

发明内容

[0005] 本发明所要解决的技术问题在于克服脑早期病变引起ICP升高时，有脑脊液和脑血流动力学的调节作用，使ICP升高不大，导致直接ICP监测无法敏感地反映早期病变的改变，而提出一种非接触磁感应颅内压监测装置。

[0006] 解决上述技术问题的技术方案如下：一种非接触磁感应颅内压监测装置，包括用于生成激励信号和参考信号的激励源；以及
一个环绕在被测头颅周围的磁感应检测装置，该磁感应检测装置连接于所述激励源输出端，磁感应检测装置根据激励源提供的激励信号产生交变的激励磁场信号，激励磁场信号穿过整个被测头颅，在被测头颅内产生涡流，该涡流又产生一个二次磁场信号，激励磁场信号和二次磁场信号叠加在一起形成一个相对于参考信号发生相位改变的叠加磁场信号；
以及
鉴相器，该鉴相器的输入端分别与所述激励源的输出端以及所述磁感应检测装置的输出端连接，鉴相器对所述参考信号和叠加磁场信号的相位差进行检测，该相位差用于反映颅内容物对颅腔壁产生的压力变化。

[0007] 采用了上述方案，本发明的非接触磁感应颅内压监测装置，通过一个激励源发出的激励信号，使磁感应检测装置产生交变的激励磁场信号，激励磁场信号穿过整个被测头颅，在被测头颅内产生涡流，涡流又产生另外一个磁场信号，称为二次磁场信号，原激励磁场和二次磁场信号叠加在一起一个叠加磁场信号，此叠加磁场信号相对于激励源发出的参考信号（这个参考信号的相位和激励信号的相位是相同的，所以可以代替激励信号）的相位发生改变，用一个多频鉴相器检测此相位差，这个相位差与被测头颅的整体脑组织电导率呈正比关系，而整体脑组织电导率与病变、脑脊液和血液的容积相关，颅内容积直接影响ICP（颅内容物对颅腔壁产生的压力）。因此，可以通过检测叠加磁场信号和参考信号之间的相位差反映ICP的变化。

[0008] 虽然对于脑早期病变，例如脑水肿、脑出血较小时，脑脊液和脑血流量可以通过代偿作用调节颅内压，使得颅内压升高不大；但由于颅腔是刚性的，当颅腔内容物体积增大到一临界点时，脑脊液和脑血流量无法再进行调节，此时颅内容积微量的增加，就可使颅内压剧增，加重脑移位与脑疝，发生中枢衰竭危象，这是非常危险的，此时往往来不及救治。因此颅内压力-容积关系近似一条指数曲线，成人的临界点范围通常为20～25 mmHg，儿童的临界点范围较低。可以看出，在颅内压未达到临界点时检测病情的变化对病情判断具有较高价值，当前的ICP检测方法检测不到临界点之前颅内病变的变化，而通过本发明却能较灵敏地反映早期病变。因此，本发明的非接触磁感应颅内压监测装置可以反映由于早期病变、脑脊液和脑血流动力学的调节作用引起的整体脑电导率的变化，从而实现早期病变的监测。

[0009] 另外，由于脑深部病变时，脑脊液和脑血流量的调节是按深部病变近似立方的关系变化，并且与病变体积具有叠加效应，当前ICP检测方法对较小的脑深部病变不灵敏。通过本发明可以反映由较小深部病变引起的整体脑电导率的变化，提高对脑深部病变的敏感性。

[0010] 进一步地，激励源为多频正弦激励源，该多频正弦激励源包括供用户设定频率和功率的输入设备，以及连接于所述输入设备输出端的单片机，根据输入设备提供的信号发出控制指令；以及连接于单片机输出端的现场可编程门阵列，接收单片机的控制指令后发生控制时序信号；以及产生时钟频率的晶振；以及与晶振连接的锁相环，将晶振输出的时钟频率信号进行倍频得到参考时钟；以及分别与现场可编程门阵列和锁相环输出端连接于直接数字式频率合成器，根据现场可编程门阵列提供的控制时序，以及根据锁相环提供的参考时钟，生成用户设定的频率和功率信号；以及连接于直接数字式频率合成器输出端的开关选频滤波器，将直接数字式频率合成器输出的频率和功率信号转换为参考信号输出；以及连接于开关选频滤波器输出端的功率放大和匹配器，将开关选频滤波器输出的参考信号进行放大和匹配作为激励信号输出。这种多频正弦激励源使用了高精度直接数字式频率合成器（DDS芯片）以及强大的现场可编程门阵列（FPGA芯片）的控制和同步功能，使得此激-8
励源输出信号的频率稳定度可以达到10 ，明显高于国内其他单位使用的信号。

[0011] 更进一步地，所述多频正弦激励源用于生成200KHz，1MHz，10.7MHz，21.4MHz，30.85MHz，40.05MHz，49.95MHz共7个频率的标准正弦信号，输出信号功率调节范围为：
10mW—2W。该多频正弦激励源具有多频输出和大功率调节的特点，这也是其他单位激励源电路所不具有的特点。通过实验筛选出1MHz、10.7MHz、21.4MHz3个正弦激励频率，以适应临床神经内外科疾病监测的不同要求，例如，不同类型的脑出血、脑水肿、脑肿瘤区分。

[0012] 进一步地，所述激励源包括产生时钟频率的晶体振荡器；以及连接于晶体振荡器输出端的功率分配器，将晶体振荡器生成的时钟频率分成第一路时钟频率和第二路时钟频率；以及连接于功率分配器输出端的第一振幅调整器，调整功率分配器输出的第一路时钟频率成为参考信号；以及连接于功率分配器输出端的第二振幅调整器，调整功率分配器输出的第二路时钟频率；以及连接于第二振幅调整器输出端的功率放大器，将来自于第二振幅调整器的输出信号进行放大成为激励信号。

[0013] 进一步地，所述磁感应检测装置由间隔布置的激励线圈和检测线圈组成，激励线圈和检测线圈以相互平行且在同轴固定在有机玻璃套筒的外表面。被测头颅中任何部位病变引起的感应磁场变化都可以被检测到，具有较高的监测灵敏度，可以检测到兔颅内由0.8ml出血引起的ICP变化。本发明的磁感应检测装置的优点在于：1、非接触，无创伤（当前ICP检测方法需要将传感器头插入颅脑内）。2、灵敏度高，可以检测很小出血量引起的ICP变化，并且检测的结果与ICP呈相关性。

[0014] 进一步地，所述鉴相器包括第一滤波器，对激励源输出的参考信号进行预滤波；以及连接于第一滤波器输出端的第一程控增益放大器，对预滤波后的参考信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内；以及第二滤波器，对磁感应检测装置输出的叠加磁场信号进行预滤波；以及连接于第二滤波器输出端的第二程控增益放大器，对预滤波后的叠加磁场信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内；以及分别与第一程控增益放大器和第二程控增益放大器连接的A/D转换器，将来自于第一程控增益放大器和第二程控增益放大器转换为数字信号；以及与A/D转换器连接的数据采集器，对A/D转换器输出的两路信号进行同步采集；以及与数据采集器连接的现场可编程门阵列，为各部分电路提供工作时序以及作为接口电路；以及与现场可编程门阵列连接的DSP，用于完成快速傅里叶变换，计算输入两路信号的相位差；以及与DSP连接的同步动态随机存储器，DSP处理数据时将数据从SDRAM中读出，进行快速傅里叶变换，得到相位差数据；以及与DSP连接的显示器，DSP再获得的相位差数据送往显示器实时显示，并绘制相位差曲线。本发明的鉴相器采用独立的DSP和现场可编程门阵列（FPGA芯片）完成数据采集和算法处理，达到了高精度和小型化的特点。本发明的鉴相器可以达到0.02°的鉴相精度，完全达到或超过国外仪器，更具有低成本和便携式的特点。

[0015] 更进一步，所述鉴相器还包括一个与现场可编程门阵列连接的时钟模块，现场可编程门阵列通过时钟模块提供的同步时钟，为数据采集器提供采样时钟，以及为DSP提供数据传输时钟。通过这种方式可保证参考信号和叠加磁场信号的同步处理。

[0016] 更进一步，所述鉴相器还包括一个与DSP连接的外部闪存，12小时的相位差数据存储到DSP内部的RAM或外部闪存中。DSP可将采集到的实时数据通过DMA总线存储到外部闪存中，DSP处理数据时将数据从外部闪存中读出，进行快速傅里叶变换，从而得到相位差数据。附图说明

[0017] 图1为本发明的非接触磁感应颅内压监测装置的电路方框图；图2为图1中激励源的优选实施例的电路方框图；
图3为图1中激励源的另一实施例的电路方框图；
图4为图1中激励源的又一实施例的电路方框图；
图5为磁感应检测装置的优选实施例的结构示意图；
图6为图1中鉴相器激的优选实施例的电路方框图；
图7为动物实验获得的颅内压和磁感应相位移关系曲线的对应关系；
10为激励源，100为多频正弦激励源，101为输入设备，102为单片机，103为现场可编程门阵列，104为晶振，105为锁相环，106为直接数字式频率合成器，107为开关选频滤波器，
108为功率放大和匹配器，109为显示器；110为晶体振荡器，111为功率分配器，112为第一振幅调整器，113为第二振幅调整器，114为功率放大器；
20为磁感应检测装置，200为激励线圈，201为检测线圈；
300为第一滤波器，301为第一程控增益放大器，302为第二滤波器，303为第二程控增益放大器，304为A/D转换器，305为数据采集器，306为现场可编程门阵列，307为DSP，308为同步动态随机存储器，309为显示器，310为时钟模块，311为外部闪存。

具体实施方式

[0018] 参照图1，本发明的非接触磁感应颅内压监测装置，由激励源10、一个环绕在被测头颅周围的磁感应检测装置20以及鉴相器30组成，下面对每部分进行详细说明：参照图1和图2，激励源10用于生成激励信号和参考信号。本发明的激励源优选为多频正弦激励源100，该多频正弦激励源用于生成200KHz，1MHz，10.7MHz，21.4MHz，30.85MHz，40.05MHz，49.95MHz共7个频率的标准正弦信号，输出信号功率调节范围为：10mW—2W，信-8
号的频率稳定度达到10 。多频正弦激励源100包括供用户设定频率和功率的输入设备
101，输入设备101为键盘或者触摸屏，本实施例中的输入设备为键盘。以及连接于所述输入设备输出端的单片机102，单片机102根据输入设备提供的信号发出控制指令，单片机
102用物控制整个多频正弦激励源的工作。以及连接于单片机输出端的现场可编程门阵列（图2中的FPGA芯片）103，现场可编程门阵列103接收单片机的控制指令后发生控制时序信号。以及产生时钟频率的晶振104。以及与晶振连接的锁相环（图2中的PLL芯片）105，锁相环105将晶振输出的时钟频率信号进行倍频得到参考时钟；锁相环105将晶振输出的
100MHz时钟频率进行倍频，得到800MHz的时钟频率信号作为直接数字式频率合成器（图2中的DDS芯片）的参考时钟。以及分别与现场可编程门阵103列和锁相环105输出端连接于直接数字式频率合成器106，根据现场可编程门阵列提供的控制时序，以及根据锁相环提供的参考时钟，生成用户设定的频率和功率信号。以及连接于直接数字式频率合成器输出端的开关选频滤波器107，将直接数字式频率合成器输出的频率和功率信号转换为参考信号输出；以及连接于开关选频滤波器输出端的功率放大和匹配器108，将开关选频滤波器输出的参考信号进行放大和匹配作为激励信号输出。所述多频正弦激励源还包括一个连接于单片机输出端的显示器（图2中的LCD）109，用于显示用于当前设置的频率和功率参数。

[0019] 上述多频正弦激励源电路工作过程为：当单片机102接收到来自为输入设备101的命令以后，一方面控制现场可编程门阵列103为直接数字式频率合成器106提供各种控制时序。一方面将当前设置的频率和功率参数输出到显示器109显示。直接数字式频率合成器106在锁相环105提供的800MHz参考时钟和现场可编程门阵列103控制时序作用下，生成用户设定的频率和功率输出。直接数字式频率合成器106输出的信号又经过开关选频滤波器进行滤波生成一路参考信号。参考信号经过三级功率放大电路和功率匹配电路作为一路激励信号输出。此激励源最终可以输出200KHz，1MHz，10.7MHz，21.4MHz，30.85MHz，-840.05MHz，49.95MHz共7个频率的标准正弦信号。信号的频率稳定度达到10 。输出的激励信号功率调节范围为：10mW—2W。每种频率的参考信号幅度固定，参考信号和激励信号之间的相位差固定不变。

[0020] 参照图1和图3，本发明的激励源还可以为晶体振荡器器组成的激励源，具体结构为：所述激励源包括产生时钟频率的晶体振荡器110；以及连接于晶体振荡器输出端的功率分配器111，将晶体振荡器生成的时钟频率分成第一路时钟频率和第二路时钟频率；以及连接于功率分配器输出端的第一振幅调整器112，调整功率分配器输出的第一路时钟频率成为参考信号；以及连接于功率分配器输出端的第二振幅调整器113，调整功率分配器输出的第二路时钟频率；以及连接于第二振幅调整器输出端的功率放大器114，将来自于第二振幅调整器的输出信号进行放大成为激励信号。

[0021] 参照图1和图4，本发明的激励源不限于上述实施例，还可以采用如图4所示的结构，晶振生成的时钟频率信号分两路输出，一路采用直接数字频率合成器口作为信号产生的基础，输出的信号经过滤波器滤波，再经缓冲放大器进行阻抗变换后，输参考信号。另一路采用直接数字频率合成器口作为信号产生的基础，输出的信号经过滤波器滤波，再经缓冲放大器进行阻抗变换后经功放进行放大得到激励信号。

[0022] 参照图1和图5，本发明中的磁感应检测装置20，磁感应检测装置用于环绕在被测头颅周围。该磁感应检测装置20连接于所述激励源10的输出端，磁感应检测装置根据激励源提供的激励信号产生交变的激励磁场信号，激励磁场信号穿过整个被测头颅，在被测头颅内产生涡流，该涡流又产生一个二次磁场信号，激励磁场信号和二次磁场信号叠加在一起形成一个相对于参考信号发生相位改变的叠加磁场信号。所述磁感应检测装置由间隔布置的激励线圈200和检测线圈201组成，激励线圈200和检测线圈201以相互平行且在同轴固定在有机玻璃套筒（机玻璃套筒在图中未示出）的外表面。激励线圈和检测线圈均由铜漆包线绕制而成，激励线圈和检测线圈的直径均为10—30cm，两线圈的直径优选均为25cm，激励线圈和检测线圈间隔距离为6—9cm，激励线圈和检测线圈间隔距离优选为8.5 cm，且上下各有5cm可调空间。本发明的磁感应检测装置20具有较高的监测灵敏度，以兔作实验，可以检测到兔颅内由0.8ml出血引起的ICP变化。

[0023] 参照图1和图6，鉴相器30为多频鉴相器，鉴相器30的输入端分别与所述激励源10的输出端以及所述磁感应检测装置20的输出端连接，鉴相器对所述参考信号和叠加磁场信号的相位差进行检测，该相位差用于反映颅内容物对颅腔壁产生的压力变化。本发明的鉴相器优选包括第一滤波器300，对激励源输出的参考信号进行预滤波，第一滤波器300由低通滤波器和带通滤波器组成。以及连接于第一滤波器输出端的第一程控增益放大器
301，对预滤波后的参考信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内。以及第二滤波器302，对磁感应检测装置输出的叠加磁场信号进行预滤波，第二滤波器302也由低通滤波器和带通滤波器组成。以及连接于第二滤波器输出端的第二程控增益放大器303，对预滤波后的叠加磁场信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内。以及分别与第一程控增益放大器301和第二程控增益放大器303连接的A/D转换器304，将来自于第一程控增益放大器和第二程控增益放大器转换为数字信号。以及与A/D转换器连接的数据采集器305，对A/D转换器输出的两路信号进行同步采集；以及与数据采集器连接的现场可编程门阵列306，为各部分电路提供工作时序以及作为接口电路；以及与现场可编程门阵列（图6中的FPGA芯片）连接的DSP307，用于完成快速傅里叶变换，计算输入两路信号的相位差。以及与DSP连接的同步动态随机存储器308，DSP处理数据时将数据从同步动态随机存储器（图6中的SDRAM芯片）
308中读出，进行快速傅里叶变换，得到相位差数据。以及与DSP连接的显示器309，DSP再获得的相位差数据送往显示器（图6中的LCD）实时显示，并绘制相位差曲线。所述鉴相器还包括一个与现场可编程门阵列306连接的时钟模块310，现场可编程门阵列通过时钟模块提供的同步时钟，为数据采集器提供采样时钟，以及为DSP提供数据传输时钟。所述鉴相器还包括一个与DSP连接的外部闪存（图6中的Flash芯片）311，12小时的相位差数据存储到DSP内部的RAM或外部闪存中。另外，DSP还可以通过RS232接口输出到个人计算机。
键盘312用于对整个鉴相器的控制。

[0024] 两路输入同频率的参考信号和叠加磁场信号分别通过各自对应的滤波器进行预滤波。预滤波后的信号根据用户设置的增益通过数字可编程增益放大器被调理到A/D转换器的输入范围内。通过数据采集器对两路信号进行同步采集，送往现场可编程门阵列。现场可编程门阵列通过与DSP的SPORT接口逻辑将采样数字信号送给DSP，DSP进行快速傅里叶变换，得到相位差数据。DSP再将相位差数据送往显示器实时显示，并绘制相位差曲线。

[0025] 另外，鉴相器30不限于图6所示的实施例，还可以采用如降频锁相放大器法、集成鉴相芯片以及基于虚拟仪器的软件鉴相。下面对这几种鉴相法进行介绍：降频锁相放大器是常用的方法，将检测线圈的信号经差动放大器放大，与接近激励频率的信号进行混频，通过混频将高频频率降到一定的低频频率，经低通滤波和缓冲放大输入到锁定放大器；从激励线圈端获得的参考信号，也通过降频、低通滤波和缓冲放大后，输入到锁定放大器的参考端；降频后的检测信号和参考信号经过锁定放大器，输出检测信号的实部和虚部分量，或者经A/D转换器转换存入计算机，可计算出代表幅度和相位的信息。
锁相放大器工作在较高频率的时候相位漂移往往较大，其内部频繁的锁定和同步过程限制了系统的测量速度，锁相放大器内部合成的参考信号与外部参考信号之间也不是完全同步。此外，锁相法结构复杂，系统庞大，测量不灵活，不利于小型化。当前国内主要采用国外进口的锁相放大器仪器进行鉴相，代表产品有美国斯坦福研究室研制的SR830，SR844锁相放大器。

[0026] 当前集成鉴相芯片有AD8302和SYPD-1等，AD8302相位差分辨率只有0.5°，SYPD-1分辨率在0.05°左右，当输入信号的幅度变化时，输出信号漂移非常大，所以鉴相芯片最大的问题是输出信号不稳定。

[0027] 软件鉴相也叫数字鉴相，是当前鉴相的一种新的发展趋势。检测信号经过低噪声窄带放大器放大、晶体滤波器选频和高增益窄带放大器后，通过AD转换成数字信号后，再使用各种处理器对数字信号进行相关解调，获得检测信号的实部和虚部，获得相位和幅度信息。软件鉴相法具有较高的精度和较大的灵活性，但是利用计算机和虚拟仪器进行软件鉴相成本增加，同样不利于小型化。

[0028] 本发明优选的鉴相器（图6所示的实施例）考虑到上述鉴相方法的优缺点，采用独立的DSP和FPGA芯片完成数据采集和算法处理，达到了高精度和小型化的特点。本鉴相器可以达到0.02°的鉴相精度，完全达到或超过国外仪器，更具有低成本和便携式的特点。

[0029] 本发明系统通过测量6只家兔脑出血情况下的磁感应相位差（Magnetic Induction Phase Shift，MIPS）的变化，并与脑室内ICP监测进行对比研究。主要包括：多频正弦激励源、磁感应检测装置、多频鉴相器、兔台、生理信号采集仪和注射泵等；采集的主要参数有MIPS、心电信号（ECG）、脑室内ICP和动脉压（APP）等。通过家兔内囊出血模型，获得脑室内ICP监测和非接触磁感应相位差测量的对应关系，如图7所示。本发明的非接触磁感应式ICP监测方法主要优点是：实现ICP的非接触无创伤监测；早期病变的灵敏度高于传统脑室内ICP监测；解决了严重脑创伤、皮肤病和皮肤过敏、传染病病人无法粘贴接触电极的问题。

[0030] 最后，将本发明的非接触磁感应颅内压监测装置与第四军医大学专利（专利号为：ZL200510042937.6）进行对比，在监测参数、激励检测方式、激励方式、监测对象、适用范围等方面不同，具体表现为：①第四军医大学专利通过局部监测获得被测头颅电导率的分布，本发明监测被测头颅整体脑组织电导率；②第四军医大学专利采用多激励检测线圈结构，本发明采用单个激励检测线圈结构，且激励检测线圈直径大于被测头颅直径；③第四军医大学专利采用单频激励方式，本发明采用多频激励方式；④第四军医大学专利监测脑水肿引起的电导率分布变化，本发明监测整体脑脊液与脑血流量的变化；⑤第四军医大学专利限于脑水肿监测，本发明适用于各种常见神经内外科疾病的ICP监测。

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