СИСТЕМА ИНДУКТИВНОГО СЧИТЫВАНИЯ ЭЛЕКТРОМАГНИТНЫХ СИГНАЛОВ ОТ ТЕЛА Российский патент 2023 года по МПК A61B5/522 A61B5/265 A61B5/515 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ

Настоящее изобретение относится к системе индуктивного считывания электромагнитных сигналов от тела и, в частности, к датчику для установления индуктивной связи с телом для считывания электромагнитных сигналов.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Индуктивное считывание может быть использовано как средство неинвазивного исследования свойств тела.

В одной предпочтительной области применения индуктивное считывание может быть использовано как средство для неинвазивного исследования физиологических характеристик, в частности, динамики сердца и легких. Индуктивное считывание основано на магнитной индукции и имеет несколько преимуществ по сравнению с кондукционным и емкостным считыванием.

Преимущество по сравнению с кондукционным считыванием, таким как измерения биоимпеданса, заключается в отсутствии потребности в адгезивных электродах; считывание может быть осуществлено без контакта и/или посредством непроводящего материала, такого как текстиль и пластик.

Преимущество по сравнению с емкостным считыванием заключается в том, что индуктивное считывание основано на магнитных полях, а не на электрических полях, и в результате оно более чувствительно к изменениям на большей глубине проникновения внутрь тела, в отличие от тех видов считывания, которые только происходят на уровне кожи. Это обусловлено тем, что магнитные поля проникают в тело глубже, чем электрические поля, и, таким образом, магнитные поля могут быть использованы для измерения изменений свойств внутри тела на большей глубине, тогда как электрические поля, главным образом, полезны только для измерения эффектов на поверхности кожи, таких как изменения свойства кожи (например, проницаемости) или движения кожи (близости кожи).

Индуктивные датчики на основе катушек функционируют путем установления индуктивной связи с электромагнитными сигналами (т.е. электромагнитными волнами или колебаниями), при этом распространение сигналов через катушку приводит к изменению тока, проходящего через катушку, которое может быть измерено и использовано для определения свойств распространяющегося сигнала (включая, например, частотный спектр, амплитуду и фазовое изображение).

Электромагнитный сигнал возбуждения может быть передан в тело, подлежащее исследованию. Электромагнитный сигнал возбуждения вызывает магнитную индукцию в теле, т.е. генерирование вихревых токов в ткани тела вследствие приложения внешнего магнитного поля. Данные вихревые токи, в свою очередь, генерируют электромагнитные сигналы, распространяющиеся из тела, которые взаимодействуют с приложенными полями таким образом, что обеспечивается возможность их считывания катушкой.

Движения ткани в теле может проявляться в виде изменений в объемах локальных областей ткани и в виде изменений проводящих или диэлектрических свойств ткани. Данные изменения затем вызывают амплитудные и/или фазовые модуляции электромагнитного сигнала, излучаемого из тела в ответ на электромагнитную стимуляцию. Путем мониторинга данных изменений может быть обнаружено и отслежено движение и изменение размеров элементов внутри тела, а также отслежены изменения проводимости и диэлектрических свойств. Например, сердечные сокращения проявляются главным образом в виде движения крови, а дыхание проявляется главным образом в виде изменений проводимости легкого.

В течение 50 лет, начиная с первых двух работ в данной области в 1967 г. (Вас и др. (Vas et al.)) и 1968 г. (Тарьян и др. (Tarjan et al.)), в этой области проводились активные исследования, и каждое десятилетие появлялось множество публикаций. В частности, одной активной целью было получение сильных сердечно-легочных сигналов с использованием индуктивного датчика. Как правило, целью были мощные сигналы.

Однако текущие исследования не привели к принятию данной технологии для коммерческого применения, поскольку сигналы, получаемые от индуктивных датчиков, остаются заведомо слабыми и часто насыщенными шумом.

Повышение мощности магнитных сигналов, полученных от тела во время индуктивного считывания, следовательно, является очень важной областью для разработок. В известных системах мощность сигнала остается недопустимо низкой, что препятствует эффективному коммерческому применению указанной технологии.

Задачей настоящего изобретения является повышение мощности сигнала обнаруживаемых электромагнитных сигналов, принимаемых от тела во время индуктивного считывания.

РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение определено в пунктах формулы изобретения.

В соответствии с аспектом изобретения, предложена система индуктивного считывания физиологических параметров для считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, передаваемые в указанное тело, при этом система содержит:

петлевой резонатор для установления индуктивной связи с указанными электромагнитными сигналами, излучаемыми от тела, при этом резонатор содержит рамочную антенну и электрический соединенный конденсатор, а петля антенны имеет только один виток с окружной длиной l, и

средство для генерирования сигнала, выполненное с возможностью возбуждения резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих радиальную частоту , для передачи в указанное тело,

при этом нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,50, где и с = скорость света.

Во избежание неопределенности, с = 3 × 108 м/с.

Изобретение основано на результатах значительной программы исследований, проведенных авторами изобретения, в результате которой было установлено, что вышеуказанный параметр нормализованной радиальной частоты электромагнитных сигналов возбуждения является одним из наиболее важных параметров при определении мощности сигнала, считываемого системой (а также абсолютной частоты f).

Более конкретно, исследования показали, что при значениях ниже 0,025 отношение сигнал-шум считываемого электромагнитного сигнала значительно уменьшается, что приводит к более высокой чувствительности к движению. Более конкретно, ниже данного уровня мощность сигнала значительно снижается и в большинстве вариантов практического применения насыщается шумом, исходящим от электронного шума, электромагнитных помех и шума от емкостной связи с поверхностью тела (т.е. прямой связи посредством электрических полей и зарядов, индуцируемых электрически).

Однако несмотря на высоко значимые преимущества мощности сигнала, которых авторы изобретения смогли достичь с помощью данного изобретения, такие высокие частоты, как заявленные, никогда не были исследованы в данной области техники. С большой долей вероятности, ввиду преобладающего убеждения, получившего распространение в данной области, что (абсолютные) частоты выше около 10-29 МГц приводят к значительному уменьшению достижимой глубины проникновения ввиду кожных реакций. Предполагаемое уменьшение глубины проникновения приведет систему в неэффективное состояние для исследования физиологических параметров. Однако авторами изобретения было обнаружено, что это преобладающее предубеждение является ошибочным представлением, поскольку, несмотря на то, что кожные реакции являются реальными, они становятся неблагоприятными только при гораздо более высоких частотах, чем те, которые использованы в настоящем изобретении.

Кроме того, было обнаружено, что значение 0,50 для является наивысшим физически возможным при достижении эффективного индуктивного считывания. Это максимально возможная нормализованная частота первого резонанса в (одной) рамочной антенне, которая является резонансом, при котором ровно половина длины волны совпадает по окружности петли.

Выше первого резонанса в петле резонатора осуществляется индукция высоко неравномерного тока, и петля будет выполнять стационарную последовательность колебаний накопленных зарядов. Данная интерференционная картина накопленных зарядов, как правило, имеет емкостную связь с поверхностью тела, индуцируя тем самым поверхностные заряды на поверхности кожи субъекта.

В данном случае, датчик приведен в высокочувствительное состояние относительно движения поверхности тела, где даже очень незначительные движения индуцируют паразитные сигналы, которые полностью заглушают воспринимаемый индуктивный сигнал (а именно, магнитный индуктивный сигнал, исходящий из-под поверхности тела). Это приводит индуктивный датчик в неэффективное состояние в большинстве вариантов практического применения. Следовательно, путем сохранения ниже значения 0,5, мощность сигнала может быть поддержана на уровне, подходящем для практического применения.

Диапазон значений для , предлагаемый в настоящем изобретении, таким образом, максимизирует мощность сигнала, которая является достижимой при магнитном индуктивном считывании.

Кроме того, в ходе исследования было обнаружено, что, вопреки ожиданиям, увеличение числа обмоток катушки (витков катушек) N выше единицы (одна петля) не обеспечивает заметного увеличения мощности сигнала. Более того, увеличение количества обмоток фактически является неблагоприятным для цели максимизации мощности сигнала, поскольку увеличение количества обмоток ограничивает максимально реализуемое значение ввиду емкостной связи между обмотками. Это, в свою очередь, ограничивает доступное увеличение мощности сигнала.

Две характерные особенности определенного выше диапазона и антенны с одной катушкой, следовательно, являются фундаментально взаимосвязанными. Когда антенна содержит более одной петли (N>1), максимальная частота может быть использована с петлей значительно уменьшенной ниже ввиду паразитных емкостей между петлями и большей общей длиной провода катушки . Это делает невозможным достижение предпочтительного нормализованного частотного диапазона, заявленного в настоящем изобретении, и сопутствующего увеличения мощности сигнала. Следовательно, только путем уменьшения количества витков катушки до одной возможны предпочтительно более высокие значения.

Однако ограничение обмотки катушки до одной противоречит преобладающим предположениям в данной области техники, которые, как правило, предполагают, что несколько обмоток катушки увеличивают мощность сигнала путем увеличения индуктивной связи. Это дополнительно способствовало нежеланию в данной области исследовать частоты в заявленном в настоящем изобретении диапазоне.

Несколько обмоток также увеличивают стоимость и сложность датчика. Уменьшение до одной петли упрощает конструкцию и эксплуатацию устройства и уменьшает форм-фактор.

Более подробное физическое разъяснение и обоснование конкретного определенного диапазона будет представлено ниже. Вкратце, однако, заявленное изобретение основано на обнаружении того, что отраженная индуктивность (индуктивность антенны, возникающая в результате вихревых токов, индуцированных в теле в ответ на электромагнитную стимуляцию), является ключевым фактором, определяющим результирующую силу принимаемого сигнала на антенне. Сперва, путем нормализации данной величины, для того чтобы сделать ее эффективно независимой от размеров, а затем путем имитации изменения различных параметров, от которых она зависит, было обнаружено, что нормализованная радиальная частота считываемых сигналов является наиболее значимым параметром, определяющим отраженную индуктивность. Оптимальный диапазон значений для , заявленный в настоящей заявке, был затем определен на основании моделирования и экспериментов.

Система, в соответствии с настоящей заявкой, представляет собой системы для индуктивного считывания физиологического параметра. Следовательно, система предназначена для считывания электромагнитных сигналов, принимаемых от тела субъекта, в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, применяемые к телу субъекта.

Система может, в частности, представлять собой систему для считывания показателей жизненно важных функций. Показатели жизненно важных функций могут включать в себя, например, частоту сердечных сокращений, частоту пульса, дыхательный объем, частоту дыхания, систолический объем, вариации систолического объема, минутный сердечный выброс или модуляции высоты/давления/диаметра аортального или артериального пульса.

Следует отметить, что, несмотря на то, что настоящая заявка направлена на считывание физиологических параметров, изобретательский замысел, реализованный в изобретении, в принципе не ограничивается только измерением физиологических параметров (таких как показатели жизненно важных функций). Изобретательский замысел применим в более широком смысле к любой системе для индуктивного считывания. Примеры будут описаны в следующем разделе.

Электромагнитные сигналы возбуждения, имеющие радиальную частоту , могут быть сгенерированы путем возбуждения резонатора на радиальной частоте . Под этим может подразумеваться возбуждение резонатора для резонанса на частоте . Под этим, в частности, может подразумеваться индукция в антенне резонирующего тока, имеющего радиальную частоту .

Это может быть достигнуто путем предоставления резонатора, имеющего собственную резонансную частоту, равную . Собственная резонансная частота резонатора может быть установлена путем соответствующего выбора емкости конденсатора.

Дополнительно или в качестве альтернативы, возбуждение резонатора для индукции в антенне резонирующего тока, имеющего радиальную частоту , может быть достигнуто путем возбуждения резонатора с током частоты .

Нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения зависит от радиальной частоты электромагнитных сигналов возбуждения и эталонной частоты антенны (которая является радиальной частотой, на которой окружная длина l петли равна одной длине волны в свободном пространстве (т.е. где λ свободного пространства = l)).

Следовательно, варианты реализации изобретения могут требовать того, чтобы антенна, конденсатор и/или средство для генерирования сигнала были вместе выполнены таким образом, чтобы нормализованная радиальная частота находилась в пределах определенного диапазона.

В качестве примера, это может быть достигнуто, например, путем предоставления резонатора с емкостью, выбранной таким образом, чтобы установить собственную резонансную частоту резонатора на , и выбора антенны с правильной окружной длиной l. Там, где резонатор имеет заданную собственную резонансную частоту, он может быть индуцирован резонировать на данной частоте путем его возбуждения, например, с использованием генератора колебаний, работающего автономно (без фиксированной или вынужденной частоты колебаний).

Система, в соответствии с настоящей заявкой, может быть предназначена для считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела субъекта, т.е. физиологической, диагностической или медицинской системой для считывания. Однако в более широком смысле система применима к восприятию электромагнитных сигналов, полученных от любого тела, где тело следует понимать в широком смысле как термин означающий любой физический объект или сущность, или любую область подобного объекта или сущности.

Система считывания содержит средство для генерирования сигнала для возбуждения резонатора для генерирования электромагнитных сигналов радиальной частоты для передачи в тело.

Путем возбуждения резонатора осуществляется индукция резонирующего тока для возвратно-поступательного течения через рамочную антенну в конденсатор.

Резонатор может быть возбужден путем подачи (переменного) тока через антенну для стимуляции генерирования колебательных электромагнитных сигналов (волн).

Путем возбуждения антенны при токе с частотой могут быть сгенерированы электромагнитные сигналы возбуждения с частотой .

Средство для генерирования сигнала может содержать активационное средство для возбуждения антенны, например, при радиальной частоте , т.е. возбуждения антенны переменным током частоты . Активационное средство может быть, например, генератором колебаний.

Для генерирования сигналов возбуждения используется та же антенна, что и для считывания электромагнитных сигналов, принимаемых от тела в ответ.

Во избежание сомнений, «электромагнитные сигналы возбуждения» просто означают электромагнитные сигналы для передачи в тело для возбуждения или стимуляции генерирования вихревых токов в теле, с тем чтобы, в свою очередь, стимулировать излучение электромагнитных сигналов обратно из тела, которые могут быть восприняты системой для считывания.

Под «электромагнитными сигналами» в целом могут пониматься излучения электромагнитного излучения или электромагнитные колебания и/или электромагнитные волны.

В соответствии с одним набором вариантов реализации, нормализованная радиальная частота сигналов возбуждения может составлять от 0,025 до 0,25.

В пределах данного диапазона амплитуда тока при считывании сигналов, полученных обратно от тела является по существу постоянной (однородной) по петле антенны. Выше = 0,25, амплитуда тока изменяется в большей степени по петле антенны. Фаза тока также является относительно постоянной вокруг петли антенны. Данные факторы являются значительными ограничивающими факторами в достижении высокой мощности сигнала и высокого качества сигнала.

В частности, неоднородные токи являются крайне невыгодными, поскольку они приводят к накоплению зарядов в петле антенны, что, в свою очередь, приводит к емкостной связи с исследуемой средой. Емкостная связь со средой является основным источником искажения сигнала (двигательными артефактами) в индуктивных датчиках.

В соответствии с одним набором вариантов реализации, нормализованная радиальная частота сигналов возбуждения может составлять от 0,025 до 0,20. Ниже верхнего предела 0,20 для сопротивление излучения поддерживается на оптимально низком уровне (<0,5 Ом), фаза тока относительно постоянна по петле антенны, и равномерность амплитуды тока дополнительно улучшена (разность амплитуды тока между любыми двумя точками на окружности петли <20%).

Данный диапазон также является особенно преимущественным, так как выше = 0,20 начинают возникать некоторые электрические эффекты, в результате чего катушка становится чувствительной к составляющей электрического поля электромагнитных (ЭМ) сигналов, принимаемых обратно от тела (что создает помехи при считывании сигналов магнитного поля). Ниже = 0,20 было обнаружено, что система считывания остается индуктивно сильно чувствительной к индуцированным электромагнитным сигналам, исходящим от тела без накопления значительных электрических зарядов вдоль одного провода петли антенны.

В соответствии с одним набором вариантов реализации, нормализованная радиальная частота сигналов возбуждения может составлять от 0,04 до 0,25. Нижний предел 0,04 является предпочтительным, поскольку это дает более высокую мощность сигнала (чем 0,025, например), в то же время, сохраняя преимущества очень низкого сопротивление излучения (~0,01 Ом), фазы постоянного тока по петле антенны и амплитуды постоянного тока над петлей антенны.

Было обнаружено, что нормализованная радиальная частота выше 0,04 обеспечивает достаточно мощный уровень сигнала, чтобы сигнал был надежно защищен от шума в широком диапазоне вариантов практического применения. В некоторых сценариях (однако не во всех) электромагнитные сигналы ниже данной нормализованной частоты могут оказаться искажены артефактами шума, происходящими ввиду емкостной связи с поверхностью ткани (т.е. электрического соединения с поверхностью тела ввиду зарядов, индуцированных электрическим образом). Было обнаружено, что для датчиков традиционного размера, например, с радиусом от 1 до 3 см, мощность сигнала является удвоенной по сравнению с сигналами, использующими нормализованную радиальную частоту около 0,025. В частности, было обнаружено, что сигналы дыхания (сигналы, указывающие на функцию дыхания) имеют значительно более высокие мощности сигналов. Это будет объяснено более подробно в следующем разделе.

Как было отмечено выше, в примерах средство для генерирования сигнала может быть выполнено с возможностью возбуждения резонатора для резонанса на радиальной частоте с генерированием сигналов возбуждения, имеющих радиальную частоту .

Может быть предоставлен резонатор (схема), имеющий собственную радиальную частоту для способствования возбуждению резонатора на радиальной частоте , и, пр необходимости, конденсатор выбран для настройки собственной радиальной частоты резонатора на .

Система может содержать средство для обработки сигнала, выполненное с возможностью обработки сигналов, принимаемых на антенне. Средство для обработки сигнала может быть выполнено с возможностью считывания изменений собственной резонансной частоты резонатора (т.е. отстройки резонатора) и использования данных изменений для извлечения выходного сигнала. Средство для обработки сигнала может в качестве дополнения или альтернативы считывать изменения коэффициента затухания схемы резонатора и использовать данные изменения для извлечения выходного сигнала.

Считывание изменений в собственной резонансной частоте может быть предпочтительным, поскольку измерение изменений коэффициента затухания требует измерения мнимой части отраженной индуктивности, что может потребовать дополнительной сложности в электронной схеме средства для обработки сигнала. Однако измерение мнимой части и, следовательно, коэффициента затухания представляется возможным в соответствии с одним или несколькими вариантами реализации.

В соответствии по меньшей мере с одним набором вариантов реализации, система может содержать средство для обработки сигналов, выполненное с возможностью обработки сигналов, принимаемых на антенне, для уменьшения частоты сигналов путем смешения сигналов с эталонным колебательным сигналом другой частоты, и применения дифференциального фильтра для извлечения сигнала, имеющего частоту, которая представляет собой разность между частотой эталонного и принятого колебательного сигнала.

Задача таких вариантов реализации заключается в том, чтобы уменьшить потребление энергии и требуемую вычислительную мощность любой обработки сигналов, выполняемой системой. В частности, цифровые делители и счетчики (для обработки полученных сигналов для анализа) потребляют ток, пропорциональный рабочей частоте. Следовательно, в целях экономии энергии, в соответствии с настоящими вариантами реализации, частота полученных сигналов сначала уменьшается, что позволяет выполнять последующую обработку сигналов при более низком потреблении энергии.

Преимущество предложенного конкретного варианта реализации, изначального смешения второго сигнала, а затем обнаружения сигнала разностной частоты, заключается в том, что смешивание не приводит к потере разрешения. Это является отличием от, например, делителей (которые также могут быть использованы для уменьшения частоты), которые действительно уменьшают разрешение. Однако изобретение все еще является совместимым с использованием делителей в других вариантах реализации.

Частота эталонного колебательного сигнала, предпочтительно, является очень близкой к частоте полученных сигналов. В предпочтительных примерах частота колебательного сигнала и частота принимаемых сигналов разнесены на величину от 10 до 20%.

Как было объяснено выше, полученные сигналы, как правило, будут иметь частоту, равную , т.е. радиальной частоте электромагнитных сигналов возбуждения.

В соответствии с одним или более вариантами реализации, средство для генерирования сигнала может быть выполнено с возможностью управления антенной для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения на частоте от 30 МГц до 1000 МГц.

Частота здесь относится к абсолютной частоте f, а не к радиальной частоте .

В соответствии с данными вариантами реализации, предоставлено требование к абсолютной частоте. Соответственно, поскольку и , соответствующее требование предъявляется к , что означает, что окружная длина петли антенны должна быть выполнена с возможностью достижения желаемого значения f. В частности, данные варианты реализации требуют

Приложение сигналов возбуждения к телу на подобных высоких частотах не известно из уровня техники. Это связано с тем, что в данной области техники главным образом понимают, что частоты выше около 30 МГц приводят к значительному уменьшению достижимой глубины проникновения при одновременном увеличении требуемой рабочей мощности. Однако авторами настоящего изобретения было обнаружено, что уменьшение глубины проникновения не является препятствием для индуктивного считывания (в частности, для считывания физиологических параметров), пока не будут достигнуты гораздо более высокие частоты. Это особенно касается областей применения, применимых к исследованию функции дыхания. Следовательно, данные варианты реализации улучшают мощность сигнала без препятствующего уменьшения глубины проникновения.

Данный частотный диапазон является предпочтительным, поскольку мощность сигнала становится значительно больше превышающей f = 30 МГц. Это особенно верно для петель сравнительно меньшего размера (радиусы в пределах 1-3 см). В данном случае, когда, например, измерение сигнала осуществляется путем изменения резонансной частоты резонатора (как описано выше), сигнал сдвига частоты (действительная часть отраженной индуктивности) быстро становится намного сильнее при входе в данный диапазон, путем увеличения в мощности сигнала, а также движения в фазе отраженной индуктивности в направлении действительной части.

Данный частотный диапазон также является особенно преимущественным при использовании средства для обработки сигналов в виде преобразователя частоты со счетчиком. Абсолютные изменения в резонансной частоте резонатора ввиду, например, дыхания при использовании f < 30 МГц могут быть ниже 1 кГц. При использовании счетчика уклона, шум квантования числа отсчетов в сигнале легко виден на данной рабочей частоте.

При увеличении абсолютной частоты выше f > 30 МГц влияние шума квантования на сигнал в большинстве случаев перестанет быть проблематичным. Это описано более подробно ниже.

Кроме того, предпочтительно поддерживать частоту ниже 1000 МГц для оптимизации глубины проникновения. На частотах выше 1000 МГц глубина проникновения электромагнитных сигналов начинает становиться недопустимо малой для измерения физиологических параметров, например, сигналов легких или сердца.

В соответствии с одним или более вариантами реализации, средство для генерирования сигнала может быть выполнено с возможностью возбуждения резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих частоту от 100 МГц до 1000 МГц.

На частотах выше 100 Гц, глубина проникновения все еще является достаточно глубокой, в то время как сигналы становятся намного сильнее. В частности, было обнаружено, что сердечно-легочные сигналы становятся намного сильнее. В дополнение, фаза отраженной индуктивности движется дальше в направлении к реальной части. Это является предпочтительным, когда средство для генерирования сигнала выполнено с возможностью измерения изменений в резонансной частоте резонатора, что требует измерения действительной части отраженной индуктивности.

В дополнение, выше частоты 100 МГц, шум квантования, например, средства для обработки сигнала счетчика уклона (например, при времени интегрирования около 0,05 секунды), практически незначителен относительно мощности сигнала. Это описано далее ниже.

В соответствии с одним или более вариантами реализации, средство для генерирования сигнала может быть выполнено с возможностью возбуждения резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих частоту от 30 МГц до 500 МГц.

Этот абсолютный частотный диапазон оптимизирует глубину проникновения, в частности, для мышц. Мощность сигнала на частоте 500 МГц остается очень высокой, в то время как глубина проникновения поддерживается относительно большой (~5 см для мышц - и выше для других сред).

Данный частотный диапазон также может быть предпочтительным в том случае, когда потребление энергии является предметом беспокойства, например, в случае датчиков с питанием от батареи. Ниже 500 МГц частота является достаточно низкой, чтобы не вносить существенный вклад в потребление энергии при обработке сигналов.

В соответствии с одним или более вариантами реализации, средство для генерирования сигнала может быть выполнено с возможностью возбуждения резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих частоту от 100 МГц до 500 МГц.

Это объединяет преимущества нижней границы 100 МГц и верхней границы 500 МГц, которые были описаны выше.

Возбуждение резонатора для генерирования сигналов вышеуказанных частот может быть выполнено в соответствии с примерами способов, изложенных выше.

В частности, в предпочтительных примерах петля антенны может иметь радиус от 15 до 20 мм.

Еще в одних предпочтительных вариантах практического применения петля антенны может иметь радиус от 90 до 110 мм.

Радиусы петли 15 или 20 мм являются желательными, поскольку было обнаружено, что более большие петли более чувствительны к движению объектов в окружающей среде, поскольку распределение электромагнитного поля пропорционально размеру петли, где относительная частота поддерживается постоянной. Петли с радиусами меньше, чем 15 мм, возможны, но полученная мощность сигнала уменьшается.

Петли антенны с радиусом от 90 до 110 мм являются преимущественными, например, в случаях, когда требуется считывание на относительно большом расстоянии. Например, антенна подобного размера может быть встроена в матрац или стул и позволяет осуществлять считывание через материалы мебели. Петля антенны, имеющая радиус 100 мм была протестирована и признана преимущественной, например, в подобных вариантах применения.

В соответствии с одним или несколькими вариантами реализации, система может содержать средство для обработки сигнала, считываемых антенной, для извлечения одного или более физиологических параметров.

В примерах, в соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения, представлен способ индуктивного считывания физиологических параметров, включающий считывание электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, передаваемые в указанное тело, при этом способ включает:

возбуждение петлевого резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения и направления сигналов в указанное тело, при этом резонатор содержит рамочную антенну и конденсатор, соединенный электрическим образом, а рамочная антенна имеет только одновитковую петлю с окружной длиной l; и

использование петлевого резонатора для установления индуктивной связи с электромагнитными сигналами, излучаемыми от тела в ответ на сигналы возбуждения,

при этом нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,50, где и с = скорость света.

Все термины следует интерпретировать в соответствии с приведенным выше описанием относительно аспекта системы для считывания, в соответствии с настоящим изобретением.

В соответствии по меньшей мере с одним набором вариантов реализации, способ может включать обработку сигналов, принимаемых антенной, для извлечения информации о физиологических параметрах.

В соответствии с одним или более вариантами реализации, нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения может составлять от 0,025 до 0,25.

Любая из опций или вариантов реализации, изложенных выше относительно аспекта системы считывания, в соответствии с настоящим изобретением, также могут быть преимущественно применены или включены в аспект настоящего способа изобретения посредством ссылки.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Далее будут подробно описаны предпочтительные варианты реализации настоящего изобретения, представленные лишь в качестве примера, со ссылкой на сопроводительные чертежи, на которых:

на ФИГ. 1 показана стимуляция грудной клетки субъекта в непосредственной близости от резонатора, состоящего из рамочной антенны и конденсатора;

на ФИГ. 2 показана зависимость дыхательной составляющей в характерной отраженной индуктивности от нормализованной радиальной частоты электромагнитных сигналов возбуждения, смоделированная для однородной среды;

на ФИГ. 3 показана зависимость дыхательной составляющей в характерной отраженной индуктивности от нормализованной радиальной частоты электромагнитных сигналов возбуждения, смоделированная для открытого легкого;

на ФИГ. 4 показана структура смоделированного многослойного легкого;

на ФИГ. 5 показана зависимость дыхательной составляющей характерной отраженной индуктивности от нормализованной радиальной частоты электромагнитных сигналов возбуждения, смоделированная для многослойного легкого по ФИГ. 4;

на ФИГ. 6 показан пример системы считывания, в соответствии с вариантом реализации;

на ФИГ. 7 показан пример схемы обработки системы считывания, в соответствии с вариантом реализации;

на ФИГ. 8 показан еще один пример схемы обработки системы считывания, в соответствии с вариантом реализации;

на ФИГ. 9 показано изменение амплитуды тока вокруг измерительной катушки в примере системы считывания для различных нормализованных радиальных частот электромагнитных сигналов;

на ФИГ. 10 показано изменение фазы тока вокруг измерительной петли в примере системы для считывания для различных радиальных нормализованных частот электромагнитных сигналов;

на ФИГ. 11 показана зависимость импеданса незащищенной петли при нормализованной радиальной частоте; и

на ФИГ. 12 представлена глубина проникновения сигналов возбуждения в зависимости от частоты сигналов для сигналов, распространяющихся через разные среды.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретением предусмотрена магнитная индуктивная система считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, применяемые к телу. Генерирование и считывание электромагнитных сигналов осуществляется одним и тем же петлевым резонатором, который содержит одновитковую рамочную антенну и конденсатор настройки. Рамочная антенна резонатора и средство для генерирования сигнала для возбуждения резонатора для генерирования сигналов возбуждения совместно выполнены с возможностью оптимизации значения соотношения между радиальной частотой генерируемых электромагнитных сигналов возбуждения и эталонной частотой антенны, где эталонная частота является частотой, для которой одна длины волны генерируемых сигналов возбуждения (волн) соответствует окружной длине антенны. Данное соотношение, которое соответствует нормализованной радиальной частоте генерируемых сигналов возбуждения, поддерживается между значением 0,025 и 0,50.

Изобретение основано на результатах программы исследований, предпринятой изобретателями, в результате которой было установлено, что нормализованная радиальная частота применяемых электромагнитных сигналов возбуждения является ключевым параметром при определении силы сигналов, считываемых антенной (где является радиальной частотой сигналов возбуждения, , а l представляет собой окружную длину одновитковой петли антенны).

Теоретические обоснования изобретения теперь будут объяснены со ссылкой на ФИГ. 1-5.

Варианты реализации изобретения функционируют по принципу установления индуктивной связи, при этом катушка или провод индуцируют через себя разность потенциалов ввиду воздействия магнитного поля, изменяющегося во времени. В вариантах реализации настоящего изобретения использован данный принцип для измерения силы электромагнитных сигналов, генерируемых в пределах областей тела путем считывания изменений в индуктивности катушки, размещенной в непосредственной близости от тела, где данные изменения обнаруживаются на основе изменения характеристик резонанса схемы катушки.

Любой электрический проводник проявляет свойство самоиндукции. Самоиндукция представляет собой свойство электрического проводника, при котором изменение тока, протекающего через проводник, приводит к индукции электродвижущей силы в проводнике. В соответствии с законом Ленца, индуцированная электродвижущая сила направлена на то, чтобы противостоять изменяющемуся току, который ее индуцирует. Следовательно, общепринятым термином для нее является «обратная ЭДС». Самоиндукцию можно понимать как возникающую вследствие магнитного потока, индуцированного в результате изменения тока (закон Ампера). Затем данный поток взаимодействует с самим проводником для индукции обратной ЭДС (закон индукции Фарадея и закон Ленца).

Соотношение между самоиндукцией L схемы, напряжением, v(t), и током I(t) может быть выражено как:

Путем использования закона индукции Фарадея для выражения v(t) как dΦB/dt (где ΦB представляет собой магнитный поток) и интегрирования с учетом времени (предполагая, что L является постоянной времени), самоиндуктивность свободного пространства L для катушки, имеющей N витков, может быть выражена как:

В вариантах реализации настоящего изобретения использован резонатор, содержащий одновитковую рамочную антенну, для стимуляции или возбуждения тела электромагнитными сигналами (волнами) и для считывания сигналов, излучаемых обратно от тела в ответ на данные сигналы возбуждения.

Катушка может быть приведена в действие переменным током для генерирования сигналов возбуждения для передачи в тело.

Когда катушка приближена к телу, индуктивность L получает дополнительную составляющую отраженной индуктивности, L_r, возникающую вследствие вихревых токов, индуцируемых в стимулируемом теле в результате приложения сигналов возбуждения. Это схематически изображено на ФИГ. 1, на которой в качестве примера показана рамочная антенна 12, приводимая в действие переменным током вблизи грудной клетки 16 субъекта для передачи электромагнитных сигналов 22 в грудную клетку.

Как следствие, в грудной клетке индуцируются вихревые токи 18. Вихревые токи возникают естественным образом ввиду закона индукции Фарадея, согласно которому электродвижущая сила (ЭДС) индуцируется в проводящей среде в ответ на присутствие изменяющегося во времени магнитного поля.

Данные вихревые токи, в свою очередь, эффективным образом вносят вклад в индуктивность рамочной антенны 12. Это связано с тем, что они сами приводят к генерированию изменяющегося во времени магнитного потока 24 частоты, эквивалентной той, которая генерируется облучателем антенны 12. Данные потоки вихревых токов объединяются с облучающим потоком антенны, что приводит к большему значению индуцированной обратной ЭДС в антенне и, следовательно, к большей измеримой эффективной индуктивности.

Дополнительная составляющая индуктивности, возникающая вследствие вихревых токов, указана как «отраженная индуктивность», L_r. Общая индуктивность L_t антенны 12 с катушкой может быть выражена как:

где L₀ представляет собой самоиндуктивность рамочной антенны 12, а L_r представляет собой отраженную индуктивность.

Отраженная индуктивность может быть определена как:

где A_r представляет собой отраженную часть электромагнитного векторного потенциала (т.е. часть, которая генерируется вихревыми токами 18 в стимулированной среде), а I представляет собой ток катушки. Отраженная индуктивность тесно связана с отраженным импедансом Z_r. Отношение представляет собой L_r=Z_r/iω, где представляет собой радиальную частоту электромагнитных сигналов 22 возбуждения (изменяющееся во времени поле, применяемое к телу).

Вышеупомянутое интегральное выражение можно понять путем применения отношения:

где B_r представляет собой «отраженное» магнитное поле, а затем осуществляется применение теоремы Стокса для повторного выражения уравнения (4) в виде:

где N = количество оборотов. Можно увидеть, что это соответствует форме упрощенного выражения для индуктивности, изложенной в уравнении (2) выше.

Амплитуда составляющей отраженной индуктивности дает представление о мощности «отраженных» электромагнитных сигналов, излучаемых обратно от тела. Более мощные сигналы дают более высокое соотношение сигнал/шум, что повышает качество и достоверность считываемых сигналов. Таким образом, путем поиска оптимизации мощности L_r, соотношение сигнал/шум может быть максимизировано.

Как правило, отраженная индуктивность, L_r, является сложной и может быть выражена как

(7)

(7)

где связано с реактивным импедансом рамочной антенны, а связано с резистивным импедансом катушки.

Добавление отраженной составляющей индуктивности L_r приводит к отстройке характеристик катушки. В частности, изменяются как собственная радиальная частота схемы антенны с катушкой, так и коэффициент затухания схемы рамочной антенны. Путем измерения данной отстройки характеристик катушки может быть определена величина отраженной индуктивности L_r и измеренных отраженных сигналов.

В частности, отстройка характеристик катушки в результате добавления отраженной индуктивности может быть выражена следующим образом:

(8)

(9)

где представляет собой незатухающую собственную радиальную частоту схемы катушки в свободном пространстве, представляет собой собственную незатухающую радиальную частоту схемы катушки в присутствии среды или тела (нижний индекс t означает «общее»), представляет собой коэффициент затухания в свободном пространстве, представляет собой (общий) коэффициент затухания в присутствии среды, представляет собой фактическую часть отраженной индуктивности, определенной в уравнении (7), и представляет собой мнимую часть отраженной индуктивности, определенной в уравнении (7).

Можно увидеть, что отстроенная собственная радиальная частота зависит только от действительной части отраженной индуктивности . Отстроенный коэффициент затухания зависит также от мнимой части отраженной индуктивности .

Для простоты предпочтительным является работа с геометрически нормализованными величинами. Соответственно, «характерная» самоиндуктивность и отраженная индуктивность могут быть определены следующим образом:

(10)

(11)

где l = окружная длина одного витка катушки, N = количество обмоток катушки, L₀ представляет собой собственную индуктивность в свободном пространстве (фактическую), L_r представляет собой отраженную индуктивность (комплексную), и где L_r определена так, как в уравнении (4) выше. Преимущество использования геометрически нормализованных величин заключается в том, что не зависит от размера системы и от числа витков в катушке антенны.

Используя данные характерные величины, отстройка характеристик катушки, будучи результатом добавления отраженной индуктивности, может быть выражена следующим образом:

(12)

(13)

где представляет собой незатухающую собственную радиальную частоту схемы катушки в свободном пространстве, представляет собой собственную незатухающую радиальную частоту схемы катушки в присутствии среды или тела (нижний индекс t обозначает «общее»), представляет собой коэффициент затухания в свободном пространстве, представляет собой (общий) коэффициент затухания в присутствии среды, представляет собой фактическую часть характерной отраженной индуктивности, определенной в уравнении (9), и представляет собой мнимую часть характерной отраженной индуктивности, определенной в уравнении (9).

Данные уравнения не были получены ранее и позволили авторам изобретения извлечь новые физические замыслы, поскольку данные величины предоставляют факторы измерения мощности сигнала вне зависимости от радиуса петли и числа катушек в антенне.

Например, для круговых петель, в частности, типичные значения характерной самоиндуктивности составляют около 500-1100 нГ/м, независимо от числа витков и радиуса петли. Чтобы вычислить мощность сигнала, необходимо лишь вывести значение одной переменной, а именно . Следовательно, стало возможным более фундаментальное физическое понимание.

Из вышесказанного можно увидеть, что собственная радиальная частота системы изменяется в присутствии среды на коэффициент, который зависит от фактической части отраженной индуктивности L_r, а коэффициент затухания изменяется в присутствии среды на коэффициент, который зависит от мнимой части отраженной индуктивности L_r. Данные изменения могут быть использованы для определения L_r и, тем самым, определения измерения силы электромагнитных сигналов, принимаемых от среды (от стимулируемого и считываемого тела).

Авторы настоящего изобретения достигли увеличения в мощности воспринимаемых сигналов путем получения нового и мощного выражения для отраженной индуктивности, которое позволяет количественно понять его по-новому на основании свойств системы, которые могут быть легко настроены и оптимизированы.

В частности, начиная с уравнения (4) выше и ограничиваясь цилиндрической симметрией (подходящей для антенны с катушкой, используемой в вариантах реализации настоящего изобретения), отраженная индуктивность становится:

(14)

где Ar,ϕ представляет собой азимутальный компонент отраженного векторного потенциала, a представляет собой радиус витка(ов) рамочной антенны, N представляет собой число витков катушки, а I представляет собой ток катушки.

Используя расчеты для Ar,ϕ изложенные в Ченг Д. Х. С. (1965), Отраженный импеданс круговой катушки в близости к полубесконечной среде, Учёные записки Института инженеров по электротехнике и радиоэлектронике по контрольно-измерительной аппаратуре и измерениям, 14(3), 107-116 (Cheng, D. H. S. (1965), The reflected impedance of a circular coil in the proximity of a semi-infinite medium, IEEE Transactions on Instrumentation and Measurement, 14(3), 107-116), авторами изобретения было получено следующее выражение для характерной отраженной индуктивности:

(15)

где и , a представляет собой радиус петли, h представляет собой расстояние от петли до среды, J₁(x) представляет собой функцию Бесселя первого порядка первого рода, представляет собой радиальную частоту электромагнитных волн (сигналов), Γ(ξ) представляет собой TE (т.е. s - поляризованный) коэффициент отражения Френеля стимулируемой (многослойной) структуры, и где ξ представляет собой поперечное волновое число в пределах данной среды.

Расчет TE коэффициентов отражения Френеля для данной среды подробно описано на стр. 186 книги Софокла Дж. Орфанидиса «Электромагнитные волны и антенны» (которая доступна онлайн по ссылке: http://www.ece.rutgers.edu/~orfanidi/ewa/).

Поскольку уравнение (15) показывает, что полностью не зависит от числа витков, и поскольку (как показано ранее) представляет мощность сигнала, следовательно, можно увидеть, что мощность сигнала не зависит напрямую от количества катушек. Из этого можно легко увидеть, что увеличение количества катушек в антенне не оказывает полезного воздействия на мощность сигнала.

Понимание отраженной индуктивности, представленное приведенным выше уравнением (15), не было получено ранее. Данный подход позволяет получить мощное количественное представление о мощности отраженного сигнала.

Отраженная индуктивность системы рамочной антенны над однородной средой может быть охарактеризована пятью основными геометрическими свойствами. Ими являются: радиус петли, а, частота электромагнитных сигналов/волн, ω, расстояние между петлей и средой, проницаемость среды и проводимость среды.

Их можно понимать в качестве геометрических свойств, поскольку они относятся к пяти шкалам длины в пределах системы. Рассматривая случай, когда среда является областью тела субъекта, их можно понимать как: радиус петли, длину волны в свободном пространстве ЭМ волн, расстояние между петлей и средой, длину ЭМ волны внутри среды и глубину кожи. Следует отметить, что хотя N может быть рассмотрено как свойство катушки, оно не является геометрическим свойством, поскольку оно не влияет ни на одну из этих пяти шкал длины.

Все пять шкал длины могут быть масштабированы с коэффициентом х, вследствие чего результирующие поля и вихревые токи также являются только масштабированной копией. Результирующая отраженная индуктивность затем также масштабируется с коэффициентом х, поскольку поля остаются неизменными, в то время как окружная длина петли увеличивается на коэффициент х.

Характерная отраженная индуктивность , однако, остается неизменной, поскольку коэффициент масштабирования появляется как в L_r, так и в l, и, таким образом, полностью компенсируется (см. уравнение (11) выше).

Способ, которым необходимо масштабировать геометрические свойства для описания общего увеличения размера на коэффициент x, указан ниже.

радиус петли → радиальная частота генерируемых ЭМ сигналов → h расстояние от катушки до среды → h проницаемость → проводимость → отраженная →

Могут быть определены нормализованные геометрические свойства, которые остаются неизменными при общем увеличении размера коэффициента х. Они определены ниже. Они позволяют рассчитать характерную отраженную индуктивность с использованием всего четырех параметров вместо пяти (для однородной среды). Это уменьшает сложность настоящей модели в отношении того, каким образом свойства системы влияют на мощность сигнала.

Нормализованный радиус рамочной антенны:

Нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения:

Нормализованное расстояние между рамочной антенной и средой: ĥ

ĥ = h / a

Нормализованная проницаемость:

Нормализованная проводимость:

Нормализованная (характерная) отраженная индуктивность:

В приведенных выше выражениях a представляет собой радиус рамочной антенны, l представляет собой окружную длину одной обмотки рамочной антенны, а ω_ref = c/a = 2πc/l представляет собой радиальную частоту, для которой одна длина волны в свободном пространстве ЭМ сигналов равна окружной длине l катушки. Как правило, это ω_ref = 2πc/l (получено путем задания λ=l в общем соотношении для волн свободного пространства ω = 2πc/λ). В частном случае круговой катушки, l = 2πa, что позволяет выполнить упрощение до ω_ref = c/a.

Следовательно, эти нормализованные геометрические параметры позволяют выразить характерную отраженную индуктивность 4-мя, а не 5-ю, параметрами за счет обеспечения величинам независимости от радиуса петли антенны. Нормализованная радиальная частота генерируемых сигналов возбуждения является одним из данных параметров.

С помощью ряда вычислительных моделей авторами изобретения было обнаружено, что параметр является наиболее сильным определяющим фактором измеренной характеристики отраженной индуктивности .

На ФИГ. 2 показаны результаты компьютерного моделирования электромагнитной стимуляции однородной среды с использованием одного витка (N=1) катушки фиксированного радиуса а, при фиксированном характерном расстоянии от среды с фиксированной характерной проводимостью = 0,056 и фиксированной относительной проницаемостью . Результаты показывают изменение мощности характерной отраженной индуктивности при изменении .

Из графика на ФИГ. 2 можно увидеть, что сильная зависимость от отсутсв данной простой однородной модели . Кроме того, было обнаружено, что это является самой сильной зависимостью от какого-либо из параметров ĥ, a, или .

Было обнаружено, что данная сильная зависимость воспроизводится также в более сложных моделях.

На ФИГ. 3 показаны результаты компьютерного моделирования для в зависимости от для модели, построенной для представления открытого легкого, под которым подразумевается само легкое, в изоляции от любых слоев жира, мышц или костей, которые его окружают на практике. Для данной модели изменение характерной отраженной индуктивности между легким при вдохе и легким при выдохе было смоделировано в качестве функции . Это изменение является значимым физиологическим параметром, поскольку позволяет определять характеристики функции легких.

Изменение в зависимости от было смоделировано для одновитковой рамочной антенны пяти различных радиусов a в диапазоне от 10 мм до 100 мм. На графике показаны отдельные линии 24-32, соответствующие разным размерам радиуса, при этом размер радиуса для каждой линии обозначен оттенком на графике.

Можно увидеть, что имеет место сильная зависимость от и, опять же, было обнаружено, что представляет собой параметр, от которого наиболее сильно зависит .

В дополнение к модели открытого легкого была рассчитана еще одна модель для многослойного легкого с учетом слоев жира, мышц и костей, которые окружают легкое. Зависимость от изменения для данной модели многослойного легкого была снова рассчитана.

Схематическая иллюстрация физической структуры смоделированного многослойного легкого показана на ФИГ. 4. Само легкое изображено в виде слоя (f) со смоделированной высотой 20 см при выдохе и 25 см при вдохе. Поверх легкого наложены слоями три слоя кости: кость кортикальная (с), кость губчатая (d) и кость кортикальная (e) высотой 0,2 см, 0,8 см и 0,2 см соответственно. Поверх слоев кости - верхний слой жира (а) высотой 1 см и слой мышцы (b), лежащий в основе, 1 см. Под легким также смоделированы три слоя кости: кость кортикальная (g), кость губчатая (h) и кость кортикальная (i) высотой 0,2 см, 0,8 см и 0,2 см соответственно и дополнительный слой мышц (j) 1 см и слой жира (k) 1 см.

Одновитковая рамочная антенна с радиусом a показана расположенной на расстоянии h от многослойной структуры.

Результаты многослойной модели легкого показаны на ФИГ. 5. Значения в зависимости от были получены для антенны в диапазоне различных радиусов a катушки антенны, варьирующихся от 10 мм до 100 м, при этом каждая из линий 42-50 соответствует полученному результату для одного из размеров радиусов, как указано оттенком на ФИГ. 5.

Можно увидеть, что сильная зависимость от сохраняется в многослойной модели для всех размеров радиуса несмотря на то, что радиус катушки теперь имеет нетривиальную разницу с полученной направленностью. Однако, что касается других более базовых моделей, было установлено, что было наиболее значимым фактором при определении , с отношением между и , которое сильнее, чем с любым другим параметром.

На основании полученных результатов моделирования может быть определено, что оптимизация , где ω представляет собой радиальную частоту генерируемых электромагнитных сигналов (частоту, при которой осуществляется приведение в действие или возбуждение резонатора катушки), а ω_ref представляет собой частоту, для которой одна длина волны в свободном пространстве равна окружной длине катушки, представляет собой наиболее эффективный подход к оптимизации силы считанной отраженной индуктивности и, следовательно, оптимизации соотношения сигнал/шум (мощности сигнала).

Результаты показывают, что, как правило, более высокие приводят к более высокой считанной величине . Однако было установлено, что максимум , который физически возможен, при этом по-прежнему достигая эффективного индуктивного считывания, составляет = 0,5. Это связано с тем, что это представляет собой резонансную частоту полуволны петли (т.е. максимальную частоту собственного резонанса).

Выше данной частоты в петле резонатора происходит индукция высоко неоднородного тока, и петля будет выполнять постоянную последовательность колебаний накопленных зарядов. Данная интерференционная картина накопленных зарядов, как правило, имеет емкостную связь с поверхностью тела, индуцируя тем самым поверхностные заряды на поверхности кожи субъекта.

В данном случае, датчик приведен в высокочувствительное состояние относительно движения поверхности тела, где даже очень незначительные движения индуцируют паразитные сигналы, которые полностью заглушают воспринимаемый индуктивный сигнал (а именно, магнитный индуктивный сигнал, исходящий из-под поверхности тела). Это приводит индуктивный датчик в неэффективное состояние для большинства вариантов практического применения. Следовательно, путем поддержания ниже значения 0,5, мощность сигнала может быть поддержана на уровне, подходящем для практического применения.

Также было обнаружено, что ниже значения = 0,025, в дополнение к очень низкой мощности сигнала (как можно увидеть из ФИГ. 2, 3 и 4), чувствительность катушки к электрическим составляющим электромагнитных сигналов становится значительно увеличенной. Ввиду уменьшенной мощности сигнала соотношение сигнал/шум является значительно уменьшенным. В результате, в большинстве вариантов практического применения сигнал является эффективно насыщенным шумом, получаемым в результате электронного шума, электромагнитных помех и шума в результате емкостной связи с поверхностью тела (т.е. прямой связи посредством электрических полей и зарядов, индуцируемых электрически).

Кроме того, было обнаружено, что моделирование, выполняемое с использованием всех трех подходов моделирования (однородная среда, открытое легкое и многослойное легкое), демонстрирует, что увеличение числа витков катушки N выше одного не оказывает никакого влияния на характерную отражаемую индуктивность (и, следовательно, на мощность сигнала). Это является неожиданным результатом, и в настоящее время он не известен и не используется в уровне техники. В устройствах и способах уровня техники, как правило, предполагается, что увеличение числа обмоток N увеличит достигаемую мощность сигнала.

Независимость от N может быть непосредственно замечена в уравнении (15) выше, которое показывает, что не имеет зависимости от N. Этот результат, следовательно, возник ввиду нового получения уравнения (15) авторами изобретения.

Более того, N не только не оказывает положительного воздействия на мощность сигнала, но фактически является неблагоприятным для увеличения мощности сигнала, поскольку ограничивает максимально возможное физически реализуемое ввиду емкостной связи между обмотками. Следовательно, путем увеличения N, максимизация ограничена. В дополнение, даже на более низких нормализованных частотах осуществляется индукция емкостной связи между обмотками многовитковой катушки, которое делает петлю восприимчивой к емкостной связи с тканью. Это, в свою очередь, приводит к искажениям в измеренном сигнале в случае даже небольших величин движения относительно кожи. Данные артефакты движения могут легко доминировать над желаемым индуктивным сигналом, снижая эффективность датчика.

В дополнение, на высоких частотах емкостные соединения между витками будут демонстрировать резонансы, которые являются очень чувствительными к отстройке, и они могут сильно искажать целевой сигнал индуктивного считывания.

На основании вышеупомянутых трех выводов, в соответствии с первым набором вариантов реализации изобретения, представлена система магнитно-индуктивного считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на передачу в тело электромагнитных сигналов возбуждения, при этом система содержит резонатор, содержащий рамочную антенну, образованную из одновитковой петли (N=1) с окружной длиной l и в которой осуществляется возбуждение резонатора для генерирования сигналов возбуждения с нормализованной радиальной частотой от 0,025 до 0,50, где и с = скорость света.

Пример системы магнитно-индуктивного считывания, в соответствии с одним вариантом реализации изобретения, схематически изображен на ФИГ. 6.

Система 10 содержит петлевой резонатор 11, содержащий одновитковую рамочную антенну 12, которая электрически соединена с конденсатором. Антенна предназначена для генерирования электромагнитных колебаний или сигналов для передачи в тело и для установления индуктивной связи с электромагнитными сигналами, возвращаемыми (или отраженными) от тела в ответ на сигналы возбуждения. Конденсатор позволяет настраивать собственную резонансную частоту схемы резонатора. Когда затем осуществляется возбуждение резонатора, он будет естественным образом резонировать на данной частоте, генерируя электромагнитные сигналы на той же частоте. Следовательно, выбор емкости конденсатора позволяет выбрать частоту генерируемых электромагнитных сигналов.

Резонатор 11 электрически соединен со средством 14 для генерирования сигнала, которое, при использовании, выполнено с возможностью возбуждения для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения. В соответствии с настоящим примером, средство для генерирования сигнала представляет собой генератор колебаний, который выполнен с возможностью возбуждения антенны 12 колебательным током, с тем генерировать синусоидальный электромагнитный сигнал (синусоидальную электромагнитную волну) для передачи в тело, подлежащее стимуляции.

Резонатор 11 также имеет электрическое соединение со средством 54 для обработки сигнала («Обр. сигн.») в форме блока для обработки сигнала для обработки электромагнитных сигналов, принимаемых на антенне 12. На ФИГ. 6 показано средство для обработки сигнала, подключенное к резонатору с помощью средства 14 для генерирования сигнала. Однако это не существенно: резонатор и средство для обработки сигнала могут быть соединены независимым образом.

Блок 54 для обработки сигнала анализирует характеристики сигнала отклика, принятого на антенне 12. В частности, блок для обработки сигнала может обрабатывать принятые сигналы для извлечения измерения изменений в коэффициенте затухания в схеме резонатора 11 и собственной резонансной частоты сигнала резонатора. В настоящем примере будет предполагаться, что блок для обработки сигнала извлекает измерение изменения только собственной частоты резонанса. Эта функция будет описана более подробно ниже.

Система 10 также содержит микроконтроллер 56 («MPU») для управления компонентами системы. Например, микроконтроллер может контролировать конкретную схему приведения в действие, реализованную средством 14 для генерирования сигнала в возбуждении резонатора и/или конкретных процессов анализа, реализованных посредством средства 54 для обработки сигналов и/или может контролировать последовательность приведения в действие и операций анализа.

Кроме того, могут быть предусмотрено средство для передачи данных (не показано на ФИГ. 6), предназначенное для способствования связи между микроконтроллером и внешним устройством, таким как внешний компьютер или хранилище данных. Это может облегчить передачу результатов обработки сигнала, полученных средством для обработки сигналов, на внешний компьютер. Это также может облегчить передачу команд управления на микроконтроллер 56 от внешнего средства управления, такого как компьютер.

Средство для передачи данных может содержать средство беспроводной связи или средство проводной связи. Средство связи может функционировать или работать в соответствии с любым подходящим протоколом связи или средой, такой как, например, Bluetooth, Wi-Fi, ближняя бесконтактная связь (Near Field Communication, NFC), ZigBee или любым подходящим протоколом проводной связи.

Система 10 выполнена с возможностью генерирования электромагнитных сигналов возбуждения с нормализованной радиальной частотой от 0,025 до 0,50, где , с = скорость света (3 × 108 м/с), а l представляет собой окружную длину петли антенны. Нормализованная радиальная частота , следовательно, зависит как от окружной длины l антенны, так и от радиальной частоты , при которой работает резонатор 11 (частота, на которой осуществляется его возбуждение).

Например, для антенны с фиксированной окружной длиной l требуется, чтобы резонатор был возбужден при радиальной частоте между и .

Возбуждение резонатора на заданной частоте может быть реализовано путем выбора емкости конденсатора таким образом, чтобы собственная резонансная частота резонатора 11 была равна . Когда средство для генерирования сигнала (например, генератор колебаний) затем возбуждает резонатор, оно будет резонировать на радиальной частоте , генерируя тем самым сигналы возбуждения с частотой .

В случае круговой рамочной антенны с радиусом а, l естественным образом равна 2πa.

При использовании, антенна 12 находится в непосредственной близости от исследуемого тела или среды, и антенна возбуждается посредством средства 14 для генерирования сигналов для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения с нормализованной радиальной частотой от 0,025 до 0,50.

Предпочтительно, система используется для считывания физиологических параметров и свойств, например воздуха, жидкости и/или движения ткани в теле субъекта. Система может считывать показатели жизненно важных функций. Предпочтительно, система может быть применена, в частности, например, для считывания дыхательных движений.

В данных примерах система считывает движения воздуха, жидкости и/или ткани (например, вызванные дыханием или биением сердца) путем считывания модуляций в отраженной индуктивности сигнала, вызванной данными движениями.

Следует понимать, что движения ткани в теле могут включать в себя изменения объема ткани, а также диэлектрических и проводящих свойств. Данные модуляции вызывают амплитудные и/или фазовые модуляции электромагнитного сигнала.

Излучение модулированного электромагнитного сигнала осуществляется телом в ответ на электромагнитный сигнал возбуждения, который излучается в тело субъекта. Как описано выше и изображено на ФИГ. 1, электромагнитный сигнал возбуждения вызывает магнитную индукцию, т.е. генерирование вихревых токов 18 в ткани вследствие применения внешнего магнитного поля 22, и данный вихревой ток/электромагнитный сигнал модулируется посредством движения воздуха, жидкости и/или ткани в субъекте.

Генерирование электромагнитного сигнала возбуждения осуществляется посредством антенны 12 резонатора 11, а отраженные электромагнитные сигналы (вызванные индукцией вихревых токов) считываются одной и той же антенной. Генерирование данного электромагнитного сигнала возбуждения осуществляется посредством возбуждения резонатора средством 14 для генерирования сигнала.

Магнитные поля проникают в тело глубже, чем электрические поля, и, таким образом, магнитные поля могут быть использованы для измерения изменений свойств глубже внутри тела, тогда как электрические поля могут быть использованы для измерения изменений свойств на поверхности кожи, например, проницаемости кожи. Таким образом, свойства антенны 12 и генерируемых электромагнитных сигналов возбуждения, предпочтительно, выполнены таким образом, чтобы резонатор и антенна были наиболее чувствительными к магнитным сигналам (магнитным составляющим электромагнитных сигналов) и минимально чувствительными к электрическим сигналам, т.е. таким, чтобы поведение магнитного поля излучаемого электромагнитного сигнала доминировало над поведением электрического поля.

Обработка электромагнитных сигналов, принятых от организма в ответ на сигналы возбуждения, может быть выполнена несколькими способами.

Как отмечено выше, измерение сигналов может быть выполнено на основе считывания отстройки характеристик схемы резонатора. В частности, считывание может быть выполнено путем измерения изменений (1) незатухающей собственной радиальной частоты и (2) коэффициента затухания схемы резонатора. Изменения данных свойств были выражены в уравнениях (8) и (9) и (12) и (13) выше.

Изменения одного или обоих этих параметров могут быть использованы для определения принятых (отраженных) сигналов.

Коэффициент затухания зависит как от фактической, так и от мнимой частей отраженной индуктивности, в то время как собственная частота зависит только от фактических частей. В некоторых случаях может быть предпочтительным считывание только фактической части, поскольку для считывания мнимой части (связанной с затуханием) могут потребоваться дополнительные схемы, которые могут повысить сложность и стоимость системы.

Далее будут представлены конкретные примеры средства для обработки сигнала, которое использует измерение изменений собственной резонансной частоты резонатора.

В соответствии с первым набором вариантов реализации, средство для обработки сигнала может быть реализовано посредством схемы автоматической фазовой подстройки частоты. Пример схемы автоматической фазовой подстройки частоты, которая может быть использована в соответствии с данным набором вариантов реализации, показан на ФИГ. 7.

В данном варианте реализации для приведения в действие резонатора 11 используется схема автоматической фазовой подстройки частоты (ФАПЧ), и управляющий сигнал для системы ФАПЧ выдает выходной сигнал, представляющий движение воздуха, жидкости и/или ткани в организме субъекта. Следовательно, схема на ФИГ. 7 реализует функциональность как средства 14 для генерирования сигнала, так и средства 54 для обработки сигнала в примере системы по ФИГ. 6.

На ФИГ. 7 показана схема 60 для генерирования и обработки сигналов для резонатора 11, и содержит эталонный осциллятор 61, ФАПЧ 62, которая соединена с эталонным осциллятором 61 и выдает аналоговый сигнал управления (известный как V_tune) на управляемый напряжением осциллятор 64 (УНО). Сигнал V_tune является результатом сравнения сигнала от эталонного осциллятора 61 с сигналом от УНО 64. В ответ на аналоговый сигнал управления ФАПЧ УНО 64 генерирует сигнал возбуждения на требуемой частоте и выдает его на резонатор 11, вследствие чего антенна 12 резонатора 11 излучает электромагнитный(ые) сигнал(ы) возбуждения. Как отмечено выше, электромагнитный сигнал возбуждения будет индуцировать вихревые токи в теле субъекта, и эти вихревые токи будут индуцировать магнитный поток, который воспринимается антенной 12. Данный генерируемый поток приводит к составляющей отраженной индуктивности L_r в индуктивности катушки антенны (как подробно объяснено выше). Это может быть считано путем отстройки характеристик катушки, в частности, собственной частоты катушки.

Сигнал возбуждения также выдается на ФАПЧ 62 в качестве части контура обратной связи. Аналоговый управляющий сигнал от ФАПЧ 62 также выдается на аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 66, который преобразует аналоговый сигнал управления в цифровой сигнал, и данный цифровой сигнал выдается на контроллер 68. Контроллер 68 определяет цифровой управляющий сигнал для ФАПЧ 62 и выдает его на ФАПЧ 62. Как известно специалисту в данной области техники, в системе ФАПЧ, если фаза УНО 54 отличается от фазы эталонного осциллятора 61, цифровой управляющий сигнал корректирует фазу УНО.

Движения воздуха, жидкости и/или ткани в организме эффективным образом отстраивают характеристики антенны 12 (ввиду отраженной индуктивности), и цифровой контрольный сигнал оказывает противодействие данной отстройке и корректирует фазу УНО 54. Следовательно, цифровой сигнал управления несет информацию, касающуюся движений воздуха, жидкости и/или ткани, и контроллер 68 определяет выходной сигнал 70 из цифрового управляющего сигнала, который представляет или содержит информацию о движениях воздуха, жидкости или ткани в теле субъекта. Несмотря на то, что данный выходной сигнал 70 не несет фактическую информацию о фазе и амплитуде, физиологические характеристики (например, частота сердечных сокращений, частота дыхания) могут четко наблюдаться.

Корректирующий сигнал V_tune, который требуется для поддержания УНО 64 на требуемой частоте, используется для измерения амплитуды и/или сдвигов фазы ввиду движений воздуха, жидкости и/или ткани в теле субъекта. Фазовые сдвиги имеют тенденцию доминировать над изменениями амплитуды. Корректирующий сигнал ФАПЧ (цифровой управляющий сигнал, выдаваемый контроллером 68, полученный из аналогового корректирующего сигнала ФАПЧ), используется для определения выходного сигнала 70. Например, выходной сигнал 70 может соответствовать цифровому управляющему сигналу с подходящей фильтрацией и/или понижающей дискретизацию для улучшения соотношения сигнал/шум.

Следовательно, выходной сигнал несет сигнал, представляющий принятые электромагнитные сигналы, полученные на основе изменений в частоте собственного резонанса резонатора 11, которые отражены в корректирующем сигнале.

В соответствии с еще одним набором вариантов реализации, реализовано альтернативное средство для обработки сигналов, в котором обработка считанных сигналов от антенны 12 сначала осуществляется для уменьшения их частоты путем смешения их с дополнительным эталонным колебательным сигналом другой частоты и применения фильтра, который пропускает разностную частоту. Это позволяет выполнять последующую обработку сигнала в гораздо более низком частотном диапазоне, что снижает потребление энергии и требуемую вычислительную мощность.

В частности, чтобы снизить потребление энергии и требуемую вычислительную мощность системы, обработка сигналов, предпочтительно, выполняется в цифровой области. Цифровые делители и счетчики потребляют ток, пропорциональный рабочей частоте. Следовательно, дополнительной экономии энергии способствует понижение частоты в цифровой системе с использованием второй эталонной частоты генератора колебаний, близкой к частоте, на которой осуществляется приведение в действие антенны 12 для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, и в которой сигналы возвращаются из организма также являются колебательными. Путем смешения возвращенных высокочастотных электромагнитных сигналов (как правило, около 400-500 МГц) с другим сигналом, частота которого отличается, но близка к данной частоте (например, при +/- 50 МГц от частоты измерения ЭМ), и применения фильтра нижних частот, который пропускает разностную частоту (т.е. f_{измерение} - f_{эталонное}), обработка сигнала (например, цифрового счетчика) может быть выполнено в гораздо более низком частотном диапазоне, что снижает потребление энергии и требуемую вычислительную мощность.

Один пример этой схемы обработки изображен на ФИГ. 8, на которой показана связанная схему обработки.

Система содержит резонатор, имеющий антенну 12 и соединенный с первым осциллятором («Osc 1») 74, который генерирует сигнал возбуждения для приведения в движение резонатора 11 с генерированием электромагнитных сигналов возбуждения для передачи в исследуемое тело (например, тело субъекта). Электромагнитные сигналы, излучаемые в ответ обратно от тела, принимаются на антенне посредством элемента 12 индуктивной связи, и осуществляется выведение результирующего сигнала из резонатора, имеющего частоту f1. Второй (эталонный) осциллятор («Osc 2») 76 генерирует колебательный сигнал второй частоты f2, близкой к частоте f1, например, между f2 = 0,8 * f1 и f2 = 1,2 * f1 (т.е. в пределах +/- 10% -20% от f1).

Смеситель частот («Mix») 78 смешивает две частоты f1 и f2, а фильтр 80 нижних частот («ФНЧ») 80 затем пропускает разностную частоту (т.е. f1-f2).

Затем осуществляется передача результирующего сигнала разностной частоты на дополнительные компоненты обработки для извлечения свойств сигнала, принятого от тела, например, как показано на ФИГ. 8, счетчик 82.

В примере, показанном на ФИГ. 8, первый осциллятор 74 выполняет функцию средства 14 для генерирования сигнала системы 10 (см. ФИГ. 6), а остальные показанные компоненты выполняют функцию средства 54 для обработки сигнала системы.

Во всех примерах данного подхода к обработке результат заключается в том, что частота измерения РЧ, составляющая, как правило, > 200 МГц, снижается до частоты ~ 50 МГц, т.е. разности между двумя смешанными частотами f1, f2. Сигналы с такой частотой могут быть легко обработаны микроконтроллерами и микропроцессорами. Такие сигналы могут, например, напрямую быть обработаны входом счетчика микроконтроллера.

Таким образом, предотвращается использование относительно более энергоемких элементов, таких как системы схемы автоматической фазовой подстройки частоты РЧ (ФАПЧ) и цифровых делителей частоты. Системе, соответственно, нужно значительно меньше тока.

В качестве альтернативы, использование смесителя частот и фильтра с низкочастотной схемой автоматической фазовой подстройки частоты (ФАПЧ) может быть реализовано для улучшения качества системы, хотя и за счет более высокого потребления энергии.

Еще одним преимуществом настоящего набора вариантов реализации является то, что смешение не приводит к потере разрешения. В отличие от этого, использование цифрового делителя действительно приводит к такой потере. Модуляции считанного сигнала в сигнале пониженного смешения 28 МГц (на примере приведенной выше ФИГ. 10) имеют ту же амплитуду (с тем же относительным усилением), что и модуляции на более высокой (например, 405 МГц) частоте.

Затем физиологически модулированный сигнал с частотой 28 МГц выдается на элементы обработки с малым потреблением тока, например, на счетный вход счетчика частоты микроконтроллера.

Широко доступными являются микроконтроллеры, имеющие счетные входы, способные считывать частотные сдвиги в диапазоне, которые, как правило, происходят в теле.

Использование смешения и фильтрации частот в сочетании с цифровым счетчиком позволяет осуществлять измерение, например, физиологических параметров, таких как показатели жизненно важных функций, включая сердцебиение и дыхание, с помощью недорогой системы. Антенны, осцилляторы и преобразователь частоты в примерах могут быть встроены в печатную плату (ПП). Технология гибких схем (например, технология гибких жестких дисков) также может быть использована для дальнейшего уменьшения размеров и стоимости компонентов и всей системы.

Была сконструирована тестовая система (которая может быть дополнительно оптимизирована), которая потребляет ток 1 мА на антенну, что по меньшей мере в 10 раз меньше тока, чем в цифровых системах с подобными производственными характеристиками.

Все частоты, представленные выше, являются лишь примером.

Также могут быть использованы другие средства для обработки сигналов. Специалисту будет ясно множество стандартных подходов к измерению сигналов, принимаемых на антеннах, и может быть использован любой подходящий подход. Например, в дополнительных вариантах реализации может быть использован счетчик сам по себе для измерения сигналов.

В примере по ФИГ. 1, представленном выше, используется диапазон нормализованной частоты генерируемых электромагнитных сигналов возбуждения между 0,025 и 0,50. Это обеспечивает улучшение характеристик по сравнению с системами уровня техники, как объяснено выше, по причинам улучшенного соотношения сигнал/шум и оптимизированной восприимчивости к магнитным, нежели к электрическим составляющим сигнала.

В частности, исследования показали, что при значениях ниже 0,025 отношение сигнал-шум считываемого электромагнитного сигнала значительно уменьшено, что приводит к более высокой чувствительности к движению. Более конкретно, ниже данного уровня мощность сигнала значительно снижается и в большинстве вариантов практического применения насыщается шумом, исходящим от электронного шума, электромагнитных помех и шума от емкостной связи с поверхностью тела (т.е. прямой связи посредством электрических полей и электрически индуцированных зарядов).

Кроме того, ниже данной нормализованной частоты осциллятор испытывает затруднения при колебании, когда N=1 (только одновитковая петля), ввиду омических потерь, которые значительно уменьшают добротность резонатора при низких нормализованных частотах с использованием N=1.

Однако, как было описано выше, обеспечение резонатора с N>1 (более одной петли) для повышения добротности является нежелательным, поскольку это увеличивает стоимость и сложность датчика, а также приводит к паразитным емкостям между витками, тем самым индуцируя неоднородные токи в петле и индуцируя заряды даже на низких частотах. Это, в свою очередь, делает датчик более восприимчивым к артефактам шума, возникающим вследствие емкостной связи между данными индуцированными зарядами в петле и взаимно индуцированными поверхностными зарядами на теле (индуцированными электрическими полями, излучаемыми зарядами контура).

В соответствии с более конкретным набором вариантов реализации, система магнитно-индуктивного считывания может быть выполнена таким образом, что нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,25.

В пределах данного диапазона амплитуда тока при считывании сигналов, полученных обратно от тела, является по существу постоянной по петле антенны. Выше = 0,25 амплитуда тока изменяется в большей степени по петле антенны. Фаза тока также является относительно постоянной вокруг петли антенны. Данные факторы являются значительными ограничивающими факторами при достижении высокой мощности сигнала и высокого качества сигнала.

Это изображено на ФИГ. 9. На ФИГ. 9 показан нормализованный ток (ось у) в зависимости от индекса сегмента вокруг петли антенны (ось х) для трех разных сигналов с разными нормализованными радиальными частотами . Соответствующие каждой линии помечены на графике.

Можно увидеть, что выше нормализованной радиальной частоты = 0,25 однородность тока петли быстро становится очень плохой. Неоднородные токи являются крайне невыгодными, поскольку они приводят к накоплению зарядов, что приводит к емкостной связи с исследуемой средой. Емкостная связь со средой является основным источником искажения (артефактов) для индуктивных датчиков.

Следовательно, путем поддержания ниже = 0,25 однородность тока и фазы тока значительно улучшается, но при этом достигается максимальная мощность сигнала, поскольку известно, что более высокое значение дает более высокую мощность сигнала (объяснено выше). Следовательно, это обеспечивает хороший баланс между мощностью сигнала (соотношением сигнал/шум) и однородностью тока и фазы тока.

В соответствии с еще одним набором вариантов реализации, нормализованная радиальная частота сигналов возбуждения может составлять от 0,025 до 0,20. Ниже верхнего предела 0,20 для , сопротивление излучения является достаточно низким (<0,5 Ом), фаза тока относительно постоянна по петле антенны, и дополнительно улучшается равномерность амплитуды тока (разность амплитуды тока между любыми двумя точками вокруг контура <20%).

Это изображено на ФИГ. 10. На ФИГ. 10 показано, что при = 0,20, амплитуда тока (ось у) по окружности антенны (ось х) является относительно однородной и имеет значительно большую однородность, чем, например, при = 0,333.

В дополнение к указанным выше преимуществам, верхний уровень 0,20 для обеспечивает то, что сопротивление излучения сохраняется в пределах оптимально низкого диапазона. Это изображено на ФИГ. 11, на которой показано сопротивление излучения (ось у; Ом) в зависимости от (ось х). Можно увидеть, что ниже уровня = 0,2, сопротивление излучения поддерживается на очень низком уровне (ниже 0,5 Ом). Следовательно, 0,2 представляет собой оптимальный компромисс между максимизацией мощности сигнала (соотношения сигнал/шум) путем максимизации , насколько это возможно, при поддержании контролируемого уровня сопротивления излучения.

Данный диапазон также является особенно преимущественным, так как выше = 0,20 начинают возникать некоторые электрические эффекты, в результате чего катушка становится чувствительной к составляющей электрического поля ЭМ сигналов, принимаемых обратно от тела (что создает помехи при считывании сигналов магнитного поля). Ниже = 0,20 было обнаружено, что система считывания остается сильно магнитным образом чувствительной, без накопления значительных электрических зарядов вдоль одного провода петли антенны.

В соответствии с еще одним набором вариантов реализации, система 10 может быть выполнена таким образом, что нормализованная радиальная частота сигналов возбуждения составляет от 0,04 до 0,25. Нижний предел 0,04 является предпочтительным, поскольку это дает более высокую мощность сигнала (чем 0,025, например) в то же время сохраняя преимущества очень низкого сопротивление излучения (~0,01 Ом), фазы постоянного тока по петле антенны и амплитуды постоянного тока по петле антенны.

Было обнаружено, что нормализованная радиальная частота выше 0,04 обеспечивает достаточно мощный уровень сигнала, чтобы сигнал был надежно защищен от шума в широком диапазоне вариантов практического применения. В некоторых сценариях (однако не во всех) электромагнитные сигналы ниже данной нормализованной частоты могут оказаться искажены артефактами шума, являющихся результатом емкостной связи с поверхностью ткани (т.е. электрического соединения с поверхностью тела ввиду зарядов, индуцированных электрическим образом). Было обнаружено, что для датчиков удобного размера, например, с радиусом от 1 до 3 см, мощность сигнала является удвоенной по сравнению с сигналами, использующими нормализованную радиальную частоту около 0,025. В частности, было обнаружено, что сигналы дыхания (сигналы, указывающие на функцию дыхания) имеют значительно более высокие мощности сигналов.

В соответствии с дополнительным набором вариантов реализации, система 10 может быть выполнена так, что электромагнитные сигналы возбуждения имеют частоту от 30 МГц до 1000 МГц.

Частота здесь относится к абсолютной частоте, а не к радиальной частоте.

В соответствии с данными вариантами реализации, предоставлено требование к абсолютной частоте. Соответственно, поскольку и , соответствующее требование предъявлено к , что означает, что окружная длина петли антенны должна быть выполнена соответствующим образом.

Данный частотный диапазон является предпочтительным, поскольку мощность сигнала становится значительно больше чем f = 30 МГц. Это особенно верно для петель сравнительно меньшего размера (радиусы в пределах 1-3 см). В данном случае, когда, например, измерение сигнала осуществляется путем изменения резонансной частоты резонатора (как описано выше), сигнал сдвига частоты (действительная часть отраженной индуктивности) быстро становится намного сильнее при входе в данный диапазон, путем увеличения в мощности сигнала, а также движения в фазе отраженной индуктивности в направлении действительной части.

Данный частотный диапазон также является особенно преимущественным при использовании средства для обработки сигналов в виде преобразователя частоты со счетчиком. Абсолютные изменения в резонансной частоте резонатора ввиду, например, дыхания при использовании f < 30 МГц могут быть ниже 1 кГц. При использовании счетчика уклона, шум квантования числа отсчетов в сигнале легко виден на данной рабочей частоте.

При увеличении абсолютной частоты выше f > 30 МГц влияние шума квантования на сигнал в большинстве случаев перестанет быть проблематичным. Это описано более подробно ниже.

Кроме того, предпочтительной является оптимизация частоты ниже 1000 МГц для оптимизации глубины проникновения. На частотах выше 1000 МГц глубина проникновения электромагнитных сигналов начинает становиться недопустимо малой для измерения физиологических параметров, например, сигналов легких или сердца.

В соответствии с еще одним набором вариантов реализации, система 10 может быть выполнена так, что электромагнитные сигналы возбуждения имеют частоту от 100 МГц до 1000 МГц.

На частотах выше 100 Гц глубина проникновения все еще является достаточно глубокой, в то время как сигналы становятся намного сильнее. В частности, было обнаружено, что сердечно-легочные сигналы становятся намного сильнее. В дополнение, фаза отраженной индуктивности движется дальше в направлении к действительной части. Это является предпочтительным, когда средство для генерирования сигнала выполнено с возможностью измерения изменений в резонансной частоте резонатора, что требует измерения действительной части отраженной индуктивности.

В дополнение, выше частоты 100 МГц, шум квантования, например, средства для обработки сигнала счетчика уклона (например, при времени интегрирования около 0,05 секунды), практически незначителен относительно мощности сигнала.

В соответствии с еще одним набором вариантов реализации, система 10 может быть выполнена так, что электромагнитные сигналы возбуждения имеют частоту от 30 МГц до 500 МГц.

Этот диапазон абсолютной частоты оптимизирует глубину проникновения, в частности, для мышц. Мощность сигнала на частоте 500 МГц остается очень высокой, в то время как глубина проникновения поддерживается относительно большой (~5 см для мышц - и больше для других сред).

Данный частотный диапазон также может быть предпочтителен в том случае, когда дело касается потребления энергии, например, в случае датчиков с питанием от батареи. Ниже 500 МГц частота является достаточно низкой, чтобы не вносить существенный вклад в потребление энергии при обработке сигналов.

В соответствии с еще одним набором вариантов реализации, система 10 может быть выполнена так, что электромагнитные сигналы возбуждения имеют частоту от 100 МГц до 500 МГц.

Это объединяет преимущества нижней границы 100 МГц и верхней границы 500 МГц, рассмотренные выше.

Применение сигналов возбуждения к телу на подобных высоких частотах не известно из уровня техники. Это связано с тем, что в данной области техники главным образом понятно, что частоты выше около 30 МГц приводят к значительному уменьшению достижимой глубины проникновения при одновременном увеличении требуемой рабочей мощности.

Глубина проникновения или глубина кожи определена как расстояние, на которое амплитуда электромагнитной волны уменьшается на коэффициент 1/е. Более конкретно, глубина кожи или глубина проникновения , как правило, определяется как:

где k представляет собой волновое число электромагнитных сигналов в среде, в которую осуществляется проникновение, ω представляет собой радиальную частоту сигналов, μ представляют собой проницаемость среды, представляет собой проницаемость среды, а σ представляет собой проводимость среды.

Предполагаемая потеря глубины проникновения на высоких частотах проистекает из так называемого скин-эффекта. Данный эффект виден, например, когда переменный ток протекает вблизи поверхности проводника; плотность тока, по-видимому, притягивается к поверхности среды, препятствуя течению тока под поверхностью. Чем выше частота электромагнитного сигнала, тем сильнее эффект. Данный эффект также происходит в биологических тканях, в которые осуществляется проникновение индуктивным датчиком: на более высоких частотах индуцированные вихревые токи эффективным образом «притягиваются» к поверхности тела, тем самым сокращая проникновение входящего магнитного поля глубже в ткань. Таким образом, скин-эффект оказывает уменьшающее влияние на глубину проникновения индуктивного датчика.

Однако авторами настоящего изобретения было обнаружено, что фактически уменьшение глубины проникновения, хотя и является реальным, является гораздо менее значительным, чем было предположено ранее. В частности, было обнаружено, что уменьшение достигаемой глубины проникновения не становится препятствующей эффективному индуктивному считыванию до достижения частот свыше около 1000 МГц. Это особенно касается областей применения, применимых к исследованию функции дыхания. Эти варианты реализации, следовательно, допускают большую глубину проникновения, чем в настоящее время известно в области техники.

Это изображено на ФИГ. 12, на которой показана глубина проникновения сгенерированных сигналов возбуждения (ось у; в метрах) в зависимости от частоты сигналов (ось х; в МГц) для сигналов, распространяемых через четыре различных среды. Линия 92 представляет сигналы, распространяющиеся через мышцу, линия 94 представляет сигналы, распространяющиеся через губчатую кость, линия 96 представляет сигналы, распространяющиеся через кортикальную кость, и линия 98 представляет сигналы, распространяющиеся через жир.

График показывает, что потеря глубины проникновения с увеличением частоты изменяется для разных сред. Волны очень хорошо проникают через жир (линия 98) даже на очень высоких частотах и относительно хорошо через кость (линии 94 и 96). Волны проникают через мышцы менее хорошо, но даже на при частотах соответствующих и выше ранее предположенного верхнего предела 30 МГц можно увидеть, что глубина проникновения все еще превышает 10 см. Таким образом, можно увидеть, что для типичного тела, содержащего несколько слоев кожи, жира, мышц и костей, глубина проникновения будет более чем достаточной для достижения внутренних органов, таких как легкие или сердце, даже при частотах, используемых в настоящем изобретении.

Как отмечено выше, индуктивный датчик основан на соединении с магнитными составляющими отраженных электромагнитных сигналов. Электрическое (например, емкостное) соединение является нежелательным, поскольку оно маскирует желаемые магнитные поля и насыщает обнаруженный сигнал. Следовательно, соотношение сигнал/шум уменьшается.

Следовательно, в соответствии с одним или более предпочтительными вариантами реализации, система считывания может дополнительно содержать средство для экранирования антенны от электрических составляющих отраженных электромагнитных сигналов и/или для блокировки электрических составляющих исходящих сигналов возбуждения.

Преимущество экранирования заключается в том, что оно позволяет рамочной антенне осуществлять деятельность на более высоких частотах, при этом гарантируя то, что датчик не будет приведен в более восприимчивое состояние к емкостной связи с исследуемым телом. Как было отмечено выше, накопленный электрический заряд в петле может в некоторых случаях иметь емкостную связь с пациентом, индуцируя тем самым электрический поверхностный заряд у пациента. Данный эффект является неблагоприятным, поскольку он маскирует желаемый магнитный сигнал, который порождается внутри тела.

Путем добавления электромагнитного экранирования, потенциально неблагоприятные электрические поля, генерируемые током петли, будут удерживаться вокруг петли, предотвращая соединение с исследуемым телом.

Следовательно, в одном наборе вариантов реализации система может дополнительно содержать блокирующий экран, выполненный с возможностью перехвата электромагнитных сигналов, распространяющихся к антенне или от нее, экран содержит корпус, проводящий электричество, для блокировки электрических составляющих падающих сигналов, и при этом корпус разграничивает по меньшей мере один непроводящий зазор для препятствования индукции вихревых токов в пределах тела.

Когда электромагнитные поля распространяются к или от антенны, составляющие магнитного поля, попадающие падающим образом на любое проводящее тело (включая экран), индуцируют посредством магнитной индукции (закон индукции Фарадея) вихревые токи внутри тела. При экранировании именно это обеспечивает эффект экранирования магнитного поля, поскольку вихревые токи, в свою очередь, индуцируют магнитное поле обратной направленности к тому, которое было изначально падающим (закон Ленца), тем самым противодействуя или подавляя исходные распространяющиеся колебания магнитного поля. Таким образом, составляющие магнитного поля блокируются эффективным образом.

За счет включения в экран проводящих промежутков, вихревые токи не могут образовываться, и, следовательно, не осуществляется генерирование противодействующих составляющих поля, которые компенсируют распространяющиеся колебания магнитного поля. Следовательно, составляющие магнитного поля электромагнитных сигналов могут проходить через экран.

В отличие от этого, экранирование составляющих электрического поля, которое функционирует посредством другого физического принципа, продолжает происходить. Экранирование электрического поля происходит путем перераспределения электрических зарядов внутри корпуса экрана при возникновении составляющих электрического поля электромагнитных сигналов. Возникновение полей на одной стороне экрана перераспределяет заряды таким образом, что они отменяют влияние составляющих поля на другой стороне.

Таким образом, экранирующий подход в настоящем изобретении блокирует распространение составляющих электрического поля эффективным образом, в то же время позволяя проходить составляющим магнитного поля. Паразитные эффекты электрических полей, таким образом, подавляются, а соотношение сигнал/шум результирующего измерительного сигнала, принятое из сигналов, принятых на антенне, увеличивается.

В одном предпочтительном наборе вариантов реализации петля антенны может быть разорвана отверстием, при этом отверстие перекрыто конденсатором с образованием резонатора, и в котором система содержит средство для обработки сигналов, при этом средство электрически соединено с резонатором только посредством одной точки антенны, расположенной на одной стороне отверстия.

Следствием этого является то, что резонатор только соединен свободным образом со средством для обработки сигнала, с преимуществом, заключающимся в том, что средство для обработки сигнала не сильно нагружает петлю антенны. Это повышает чувствительность системы средства для обработки сигнала к падающим электромагнитным сигналам.

Система имеет большое количество потенциальных применений.

Одной из особенно преимущественных областей применения является исследование тела человека или животного. Система позволяет измерять или осуществлять другой анализ движения воздуха или жидкости (например, крови) внутри тела или расширения или сокращения органов или сосудов, таких как, например, сердце, легкие или кровеносные сосуды.

Настоящая заявка направлена, в частности, на физиологическую систему для считывания. Система может содержать средство для обработки сигнала, принимаемого антенной, для получения одного или более физиологических параметров.

Варианты реализации изобретения обеспечивают возможность получения намного большей интенсивности сигнала, чем известные системы, ввиду обеспеченной оптимизации для нормализованной радиальной частоты силы электромагнитного сигнала. Следовательно, предоставлена мощная система для неинвазивного исследования тела человека и животных.

Любой вариант реализации изобретения может быть преимущественно применен для измерения показателей жизненно важных функций, в соответствии с одним набором примеров. Они включают, например, частоту сердечных сокращений, частоту пульса, дыхательную способность и частоту дыхания.

Несмотря на то, что настоящая заявка направлена, в частности, на систему для индуктивного считывания физиологических параметров, замысел изобретения не ограничен в своем применении только считыванием физиологических параметров. Как правило, варианты реализации системы, описанной в настоящем раскрытии, могут быть использованы для исследования внутренних свойств любого тела или объекта, в котором имеется способность к образованию вихревых токов в ответ на применение колебательных магнитных полей.

Система может быть полезной, например, для исследования систем с динамическими полостями, т.е. полостями, в которых составные части или сегменты осуществляют перемещение или изменение в размере, поскольку подобные изменения и перемещения вызывают заметные модуляции в считываемых сигналах, позволяя проводить измерения и другой анализ.

Помимо обнаружения динамических изменений в локальных объемах областей тела, система также является очень полезной для измерения проводящих и диэлектрических свойств тел. Система, например, может быть использована для измерения проводимости жидкости через стенку контейнера без прямого гальванического контакта или зрелости фруктов без необходимости гальванического контакта с внутренней частью фрукта.

В приведенном выше подробном описании, нормализованная радиальная частота определена как , где и с = скорость света.

Данное значение скорости света может быть интерпретировано в более широком смысле как фазовая скорость света в среде, окружающей петлю, при ее использовании. Таким образом, скорость света указана, как правило, как скорость света в воздухе (поскольку, как правило, антенна используется в воздухе), но она может считаться в более широком смысле фазовой скоростью света в среде, окружающей антенну. Таким образом, изобретение может в равной степени быть применено, когда антенна окружена не воздухом, а другой средой.

Таким образом, уравнение становится где Vp представляет собой фазовую скорость света в среде, окружающей петлю при ее использовании.

Другие вариации описанных вариантов реализации могут быть поняты и реализованы специалистом в данной области техники при осуществлении настоящего изобретения на практике после ознакомления с чертежами, описанием и прилагаемой формулой изобретения. В пунктах формулы изобретения слово «содержащий» не исключает наличия других элементов или этапов, а грамматические показатели единственного числа не исключают множественного числа. Сам по себе тот факт, что некоторые меры перечислены во взаимно отличающихся зависимых пунктах, не указывает на то, что комбинация этих мер не может быть с успехом использована. Никакие ссылочные обозначения в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничивающие ее объем.

Группа изобретений относится к медицине, а именно к системе и способу индуктивного считывания физиологических параметров для считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, передаваемые в указанное тело. Система содержит петлевой резонатор, средство для генерирования сигнала, средство для обработки сигналов. Резонатор содержит рамочную антенну и электрически соединенный с ней конденсатор. Петля антенны имеет один виток с окружной длиной l. При этом нормализованная радиальная частота ≡ ω/ω_ref электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,50, где ω_ref = 2πc/l, π является отношением длины окружности к ее диаметру и с = скорость света. При исполнении возбуждают петлевой резонатор для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих радиальную частоту ω. Направляют сигналы в тело. Используют резонатор для установления индуктивной связи с электромагнитными сигналами, излучаемыми от тела в ответ на сигналы возбуждения. Считывают электромагнитные сигналы, излучаемые от тела, на основе обнаружения электрических изменений в рамочной антенне, указывающих на изменения измеряемой индуктивности в петле, в то время как петля генерирует сигналы возбуждения. Обрабатывают сигналы, принимаемые на антенне. Уменьшают частоту сигналов путем смешения каждого сигнала с эталонным колебательным сигналом другой частоты. Применяют дифференциальный фильтр для извлечения выходного сигнала, имеющего частоту, представляющую собой разность между частотой колебательного и принятого сигналов. При этом нормализованная радиальная частота ≡ ω/ω_ref электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,50, где ω_ref = 2πc/l, π является отношением длины окружности к ее диаметру и с = скорость света. Обеспечивается повышение мощности обнаруживаемых электромагнитных сигналов, принимаемых от тела во время индуктивного считывания, и понижение в них уровня шума, тем самым повышая точность анализа, за счет уменьшения частоты сигналов путем смешения каждого сигнала с эталонным колебательным сигналом другой частоты, применения дифференциального фильтра для извлечения выходного сигнала, имеющего частоту, которая представляет собой разность между частотой колебательного и принятого сигналов. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 12 ил.

1. Система индуктивного считывания физиологических параметров для считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, передаваемые в указанное тело, при этом система содержит:

петлевой резонатор для установления индуктивной связи с указанными электромагнитными сигналами, излучаемыми от тела, при этом резонатор содержит рамочную антенну и электрически соединенный конденсатор, а петля антенны имеет только один виток с окружной длиной l,

средство для генерирования сигнала, выполненное с возможностью возбуждения резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих радиальную частоту ω, для передачи в указанное тело,

при этом нормализованная радиальная частота ≡ ω/ω_ref электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,50, где ω_ref = 2πc/l, π является отношением длины окружности к ее диаметру и с = скорость света, и

средство для обработки сигналов, выполненное с возможностью считывания электромагнитных сигналов, излучаемых от тела, на основе обнаружения электрических изменений в рамочной антенне, указывающих на изменения измеряемой индуктивности в петле, в то время как петля генерирует указанные сигналы возбуждения, причем

система содержит средство для обработки сигналов, выполненное с возможностью обработки сигналов, принимаемых на антенне, и уменьшения частоты сигналов путем смешения каждого сигнала с эталонным колебательным сигналом другой частоты, и применения дифференциального фильтра для извлечения выходного сигнала, имеющего частоту, которая представляет собой разность между частотой колебательного и принятого сигналов.

2. Система индуктивного считывания физиологических параметров по п. 1, в которой нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,25.

3. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из предыдущих пунктов, в которой нормализованная радиальная частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,04 до 0,25.

4. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из предыдущих пунктов, в которой средство для генерирования сигнала выполнено с возможностью возбуждения резонатора для резонанса на радиальной частоте ω для генерирования сигналов возбуждения, имеющих радиальную частоту ω.

5. Система индуктивного считывания физиологических параметров по п. 4, в которой обеспечен резонатор, имеющий собственную резонансную частоту ω для способствования возбуждению резонатора на радиальной частоте ω, и в которой, при необходимости, конденсатор выбран для настройки собственной резонансной частоты резонатора.

6. Система индуктивного считывания физиологических параметров по п. 1, в которой частота эталонного колебательного сигнала и частота принимаемых сигналов отличаются в пределах +/-10-20%.

7. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из предыдущих пунктов, в которой частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 30 до 1000 МГц.

8. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из пп. 1-6, в которой частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 100 до 1000 МГц.

9. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из пп. 1-6, в которой частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 30 до 500 МГц.

10. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из пп. 1-6, в которой частота электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 100 до 500 МГц.

11. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из предыдущих пунктов, в которой:

петля антенны имеет радиус от 15 до 20 мм или

петля антенны имеет радиус от 90 до 110 мм.

12. Система индуктивного считывания физиологических параметров по любому из предыдущих пунктов, причем система содержит средство для обработки сигналов, считываемых антенной, для извлечения одного или более физиологических параметров.

13. Способ индуктивного считывания физиологических параметров, включающий считывание электромагнитных сигналов, излучаемых от тела в ответ на электромагнитные сигналы возбуждения, передаваемые в указанное тело, при этом способ включает:

возбуждение петлевого резонатора для генерирования электромагнитных сигналов возбуждения, имеющих радиальную частоту ω, и направления сигналов в указанное тело, при этом резонатор содержит рамочную антенну и электрически соединенный конденсатор, а рамочная антенна имеет только одновитковую петлю с окружной длиной l;

использование петлевого резонатора для установления индуктивной связи с электромагнитными сигналами, излучаемыми от тела в ответ на сигналы возбуждения, считывание электромагнитных сигналов, излучаемых от тела, на основе обнаружения электрических изменений в рамочной антенне, указывающих на изменения измеряемой индуктивности в петле, в то время как петля генерирует указанные сигналы возбуждения;

обработку сигналов, принимаемых на антенне, и уменьшение частоты сигналов путем смешения каждого сигнала с эталонным колебательным сигналом другой частоты, и применение дифференциального фильтра для извлечения выходного сигнала, имеющего частоту, которая представляет собой разность между частотой колебательного и принятого сигналов;

при этом нормализованная радиальная частота ≡ ω/ω_ref электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,50, где ω_ref = 2πc/l, π является отношением длины окружности к ее диаметру и с = скорость света.

14. Способ по п. 13, в котором нормализованная радиальная частота ω электромагнитных сигналов возбуждения составляет от 0,025 до 0,25.