专利名称：人体器官的物理活动的获取方法
技术领域：
本发明涉及一种人体器官的物理活动的监视装置与其获取方法，尤 其涉及一禾中使用 一超宽带电磁波(ultra wideband electromagnetic wave, UWB)检测人体器官的物理活动的监视装置与其获取方法。
背景技术：
使用监视仪器设备监视病人的生命迹象(诸如心跳、脉搏等)的主要 目的是用以警示病人本人或其照顾者有无不正常的心血管状况发生。目 前使用在病人身上的脉搏监视系统与技术，大都是在人体上的脉搏血管 上，通过压电/压力感测器获取所需的生理信号。
US4， 489， 731揭示一种使用压晶体管检测脉搏跳动所引起的声波震 颤的技术。US5， 759， 300揭示一种包含压电感测器的元件，其可安置于大 姆指附近的腕部表面(即平行于手指韧带束)的放射状动脉上，以便得到 更好的信噪比。大多数用于监测心跳的技术都是利用皮肤电极(skin electrodes)来获取心电图(electrocardiogram)信号。在上述的现有技 术中，不论采用压力感测器或是皮肤电极都必须紧压着病人的皮肤，以 便能得到良好的测量信号质量。然而，长时间挤压皮肤组织的操作可能 导致病人不适，也可能引发皮肤过敏、发炎与流汗，进而导致信噪比递 减和信号基线(baseline)的漂移。
US5， 759， 012揭示一种使用超宽带电磁波检测心脏、肺脏和声带活动 的测量元件。所述测量元件使用一种运作于反复模式(repetitive mode) 的非声学(non-acoustic)脉冲雷达，以平均多个反射脉冲。所述测量元
件采用一种范围延迟产生器(range delay generator),其通过时闸技术 (time gate scheme)产生曰寸闸脉冲(time gating pulse)。所述时闸脉冲 导致接收路径的选择性地导通，而经由人体反射的反射脉冲再利用接收 器天线予以接收。所述测量元件使用振幅调制和多普勒效应(Doppler effect)将检测到的电压转换为可以听得到的音频信号。此外，所述测量 元件设计为远端操作，因此无法配戴在一接受检验的病人身上。所以， 它不适合应用于可携式长时间监视的用途上。
鉴于上述问题，产业上确实需要一种可配戴在病人身上、提供长效 稳定运作特性、小尺寸且低价格的人体器官的物理活动的监视装置。
发明内容
本发明的目的是提供一种使用超宽带电磁波检测人体器官的物理活 动的监视装置和其获取方法。
为达到上述目的，本发明提供一种人体器官的物理活动的监视装置， 其包含一天线板、 一模拟板、 一数字板和一显示元件。所述天线板包含 一可辐射UWB电磁波(探测脉冲)到一人体器官的发射天线和一用以接收 经所述人体器官散射的探测脉冲的接收天线。所述模拟板包含多个电子 元件，其可获取代表所述人体器官的物理活动的模拟信号。所述数字板 包含多个可将模拟信号转换成数字信号的电子元件。所述显示元件可显 示所述人体器官的物理活动状态。特定而言，所述模拟板的电子元件包 含一第一脉冲产生器、 一第二脉冲产生器和一平衡混波器。所述第一脉 冲产生器用以产生所述探测脉冲，所述第二脉冲产生器用以产生一参考 脉冲，所述第二脉冲产生器电连接于所述平衡混波器的一第一输入端， 且所述接收天线电连接于所述平衡混波器的一第二输入端，用以产生代 表所述人体器官的物理活动的相位差信号。其中，所述衬底的材料可包 括聚亚酰胺。所述模拟/数字转换器嵌设于一微控制器中。其中，另外包 含一电连接于所述微控制器的收发器，其通过一通用串行总线发送数据 到一显示元件。还另外包含一电连接于所述微控制器的通信连接端驱动 器，其使用RS232电缆线传送数据到所述显示元件。
其中，所述发射天线和所述接收天线是选自回路天线、领结状天线、终端天线和螺旋天线构成的群组，所述发射天线为一差动输出天线。所 述发射天线包含 一衬底； 一对金属块，各金属块具有至少一缝隙，其 呈镜像设置；和一微带线，连接于所述金属块的一馈入端。其中，所述 接收天线与所述发射天线相同；各金属块的馈入端的宽度小于一自由端 的宽度；各金属块呈三角形、风扇状或T形；所述缝隙呈三角形。
如上所述的人体器官的物理活动的监视装置，可另外包含 一时钟 脉冲产生器，用以产生一时钟脉冲信号；和一延迟线，电连接于所述时 钟脉冲产生器，其中所述第一脉冲产生器根据所述时钟脉冲产生器的时 钟脉冲信号产生所述探测脉冲，且所述第二脉冲产生器通过所述延迟线 电连接于所述时钟脉冲产生器并根据所述时钟脉冲产生器的时钟脉冲信 号产生所述参考脉冲。其中，所述延迟线包括一可变电阻和一电容。
如上所述的人体器官的物理活动的监视装置，还可另外包含至少 一滤波器，电连接于所述平衡混波器；和至少一放大器，电连接于所述 滤波器。
如上所述的人体器官的物理活动的监视装置，还可另外包含 一高 通滤波器，电连接于所述平衡混波器； 一第一低通滤波器，电连接于所 述高通滤波器； 一第一放大器，电连接于所述第一低通滤波器； 一第二 低通滤波器，电连接于所述第一放大器；和一第二放大器，电连接于所 述第二低通滤波器。其中，所述第一放大器为一仪器放大器。所述第二 低通滤波器为一四阶有源巴特沃斯滤波器。
一种人体器官的物理活动的监视装置，其特征在于包含 一发射天 线，用以发射一探测脉冲到一人体器官，其中所述发射天线包含一对金 属块，各金属块具有至少一缝隙，其呈镜像设置； 一接收天线，用以接 收经所述人体器官散射的探测脉冲；和一模拟信号处理单元，包含一 第一输入端，电连接于一参考脉冲产生器；和一第二输入端，电连接于 所述接收天线，以产生代表人体器官的物理活动的信号。其中，所述发 射天线和所述接收天线设置于一由聚亚酰胺构成的衬底上。各金属块的 一馈入端的宽度小于一自由端的宽度。各金属块呈三角形、风扇状或T形。 所述缝隙呈三角形。另外包含一微带线，连接于所述金属块的一馈入端。
所述接收天线与所述发射天线相同。
本发明的人体器官的物理活动的获取方法首先发射一连串的超宽带
冊B电磁波(探测脉冲)到所述人体器官再测量经所述人体器官的物理活 动散射的探测脉冲与 一 参考脉冲之间的相位差 = Ap, _ ~2 =-^ Ad
/表示所述探测脉冲序列的频率，c表示光速，f表示人体的皮肤组织的 相对介电常数，r表示所述人体器官往所述探测脉冲方向的物理移动的 移动速度，L表示当所述人体器官移动一预定距离^的时间。因此，所 述人体器官的物理活动A"与A^成线性正比。
图1(a)、图l(b)和图l(c)例示本发明的监视装置配戴于可检测到人
体动脉血管活动的位置；
图2(a)和图2(b)例示本发明的监视装置；
图3(a)显示探测脉冲的时序图3(b)显示辐射的探测脉冲的频谱图4显示本发明的监视装置的功能方框图5(a)、图5(b)、图5(c)和图5(d)显示本发明的模拟板的电路图6(a)和图6(b)显示本发明的平衡混波器的运作方式；
图7(a)显示所述平衡混波器接收的探测脉冲与参考脉冲的相对关
系；
图7(b)显示在平衡混波器的输出端与第一低通滤波器的输出端之间 的信号时序图8 (a)和图8 (b)对比静止状态下的动脉血管和行进状态下的动脉血 管的时序图9显示本发明的平衡混波器的输出端信号的频谱图10显示本发明输入到发射天线的信号频谱封包与天线的频率性
图11显示本发明的数字板的电路图； 图12(a)显示本发明的监视装置的回路天线； 图12(b)显示本发明的监视装置的领结状天线； 图12(c)显示本发明的监视装置的终端半波天线； 图12(d)显示本发明的监视装置的螺旋天线；
图13(a)和图13(b)对比使用本发明的监视装置获取的动脉信号波形
与心电图信号波形；
图14显示本发明的监视装置的模拟板的一部分；
图15(a)显示使用单端输出发射天线的监视装置的带宽；
图15(b)显示使用差动输出发射天线的监视装置的带宽；
图16(a)显示使用单端输出发射天线的监视装置获取的桡骨动脉信
号波形；
图16(b)显示使用差动输出发射天线的监视装置获取的桡骨动脉信 号波形；
图17(a)显示本发明的柔性缝隙天线； 图17(b)显示本发明的柔性天线； 图18(a)显示柔性缝隙天线的带宽； 图18(b)显示柔性天线的带宽；
图19(a)显示使用柔性缝隙天线的监视装置获取的桡骨动脉信号波 形；和
图19(b)显示使用柔性天线的监视装置获取的桡骨动脉信号波形。
具体实施例方式
图l(a)、图l(b)和图l(c)例示本发明的监视装置10配戴于人体上某处， 用以检测心血管的物理活动。然而，所述监视装置10显而易见地还具有 其它应用的可能性。例如，所述监视装置10还可配戴在人体的其它部位， 包含胸部后面的心脏、胎儿、声带和肌肉等。为了简化起见，下文使用 心血管的物理活动监视为实施例。所述监视装置10通过一带子12，即可 无需施力施压而配戴在病人的身体上。
图2(a)和图2(b)例示本发明的监视装置10。如图2(a)所示，所述监视
装置10包含一天线板23、 一模拟板24和一数字板25。所述天线板23可发 射电波到一动脉血管26，并接收其反射波。所述天线板23包含一发射天 线21和一接收天线22，所述发射天线21和所述接收天线22经由一薄膜20 分别发送探测脉冲和接收经人体反射的探测脉冲。所述发射天线21和所 述接收天线22可为领结状(bow-tie)天线，如图2(b)所示。所述薄膜20并非 用以转换信号能量，仅为所述监视装置10的整体组件之一。因此，所述 薄膜20的材料性质不应导致所述探测脉冲的能量衰减，优选地，所述薄 膜20由聚合物材料构成(例如厚度为0.2到0.5毫米的硅树脂合成橡胶或聚 碳酸酯)。
图3(a)显示所述探测脉冲的时钟脉冲图。每一探测脉冲由一衰退正弦 波动(damped sinusoidal oscillation)构成，其共振频率取决于所述发射天线 的实体尺寸。图3(b)显示所述探测脉冲的频谱图。所述探测脉冲的中心频 率和带宽取决于衰退正弦波动的持续期间(dumtion)。当所述衰退正弦波 动的持续期间趋近于零(为一理想的脉冲形状)，那么其中心频率和频率频 谱的带宽即趋近于无限大(infinity)。
图4显示所述监视装置10的功能方框图。所述发射天线21和所述接收 天线22设置于所述天线板23上，且两者均为领结状天线，其是宽带双极 天线(broadband dipole antenna)之一。所述模拟板24包含一连接到所述接 收天线22的平衡混波器4、 一连接到所述平衡混波器4的高通滤波器5、 一 连接到所述高通滤波器5的第一低通滤波器6、 一连接到所述低通滤波器6 的第一放大器7、 一连接到所述第一放大器7的第二低通滤波器8、 一连接 到所述第二低通滤波器8的第二放大器9、 一连接到所述平衡混波器4的第 一脉冲产生器15、 一连接到所述第一脉冲产生器15的延迟线14、 一连接 到所述发射天线21的第二脉冲产生器16、 一连接到所述第二脉冲产生器 16和所述延迟线14的时钟脉冲产生器2。所述数字板25包含一具有一嵌入 式模拟/数字转换器17的微控制器18和一通用非同步无线收发器19。
所述动脉血管26周围的人体组织可反射所述探测脉冲而形成许多信 号成分，而所述模拟板24上的模拟信号处理电路则从所述信号成分中选 择性地分离出代表所述动脉血管26的物理活动的信号。所述微控制器18 可将检测到的信号予以数字化，并通过所述数字板25的无线收发器19传
送数字化后的信号。数字化信号可通过RS232或USB缆线27传送到一外部 数据处理/显示单元28。
本发明选用UWB电磁波是考虑到下列优点
1. UWB电磁波可降低散逸功率的频谱密度。电磁波散逸影响医生 和病人，而使用UWB电磁波不但可降低散逸功率，还可避免和医院内其 它医疗设备产生彼此的电磁波干扰。
2. 减少仪器的整体体积。
3. 减少外部干扰的发生和影响，且能增加测量的可靠度。 如同实施常见的窄带雷达，本发明的监视装置10(可视为一UWB雷达)
使用电磁波对两个具有不同散射参数的媒介边界的散射特性，而这些参 数的设定是根据十分知名的理论。雷达所辐射出来的电磁波由一移动中 的物体予以散射，散射脉冲的震荡频率/因多普勒效应而改变，频率变 化导致震荡周期^变化，而散射脉冲内的震荡数目依然维持相同数目。 如此，散射脉冲的区间r改变。由于相同的效应，由物体《所散射的电磁 波的重复频率和相应的重复周期^也会同时改变。这些变化的特征都取 决于待测目标相对于检测雷达的移动方向，且变化值还取决于待测目标 的径向速度。
然而，必须注意的是UWB雷达是用以检测和测量移动目标的参数， 其采用某些特性。在一般的情形下，上文提到的脉冲序列的三种参数变 化均被使用，以便分离某一特定信号。然而，单一散射脉冲的振荡频率 变化相当小，这是因为单一散射脉冲的区间t非常短。举例来说，对于脉 冲区间为t =0.2纳秒(nanoseconds)而言，它并未包含震荡频率为1兆赫 (GHz)的任一周期。因此，要使用常规滤波技术而决定单一散射脉冲的频 率变化是不可能的。
然而，测量一连串的散射脉冲与探测脉冲之间的相位差是可能的。 相位差可以根据下列的公式予以估算。当一物体以一预定速度K向雷达
移动时，散射脉冲的重复周期变成-
<formula>formula see original document page 9</formula>
c代表光速。在物体移动期间的相位差和其变化特性可根据下列方程
式予以确定。如果探测脉冲的瞬间相位值为^=2^,其中/表示探测脉 冲的重复频率。探测脉冲由设置于位置R处的固定物体予以散射后的瞬间 相位值为
2i
2i "—
乂 c '
(2)
如此，探测脉冲和散射脉冲之间的相位差可表示如下
~ =』10(,) = -4"./— ，、
e (3)
所述动脉血管26的物理活动所导致探测脉冲和散射脉冲之间的相位 差，可根据方程式(3)推导而得。如果所述动脉血管26位于距离^=^ + ^ 处，其中"。表示所述天线板23的表面与所述皮肤13的表面间的距离，A表 示所述动脉血管26的表面与所述皮肤13的表面间的距离，如此散射脉冲 的瞬间相位值为
=2;r.
f+ -
2 A+O
(4)
探测脉冲与散射脉冲之间的相位差为
c (5)
如果所述动脉血管26移动到距离雷达^=/)。 + ^的位置处，那么散射
脉冲的瞬间相位值为
(6)
探测脉冲与散射脉冲之间的相位差还可表示如下
(7)
2 A +
△A = P" (0- P。2 (0 = _4冗./-
方程式(5)减去方程式(7)，可得到因为所述动脉血管26的移动而导致
的相位差，如下所示
△",) , - A & = —^^(A - A) =-^^Ta
c c (8)
如此，各周期的相位差A^不相同，且其变化趋势随着所述动脉血管 26的移动速度y和振荡的移动周期^而变化。如果探测脉冲的重复频率 ,二10百万兆赫(MHz)， s=40，且所述动脉血管26的物理移动量为A-1G毫米，那么相位差的变化 =03度，上述的数据可以使用现成 的相位测量元件检测而得。
所述监视装置10的操作将在下文中详细描述。图5(a)、 5(b)、 5(c)和 5(d)为本发明的模拟板24的电路图。所述时钟脉冲产生器2由一逻辑反相 器102予以实现。所述时钟脉冲产生器2产生方波，并对在所述模拟板24 的模拟信号处理电路做同步化的处理。所述时钟脉冲产生器2的时钟脉冲 准确性取决于一石英晶体103。低价格的石英晶体将会有±3()^^的误差。 电阻104可缓冲所述石英晶体103的尖锐逻辑电平转变，并避免寄生振荡 模式。电容105和电容106的组合可构成一近似的负载电容，其如石英晶 体103的规格所注明。电阻104在阈值或在平均值提供一电阻式负反馈以 偏压反相器102，并提供一通过石英晶体103的交流反馈来控制振荡频率。
由逻辑反相器108和逻辑反相器109构成的第二脉冲产生器16(可视 为发射器的探测脉冲的成形器)是连接于所述发射天线21。所述发射天线 21的一振动器(vibrator)的边缘连接有一上拉电阻220(50欧姆)，其用以降 低所述发射天线21的振荡时距(或称为响铃时距)。时钟脉冲信号经由一缓 冲器而进入一接收器电路，且所述缓冲器是通过一逻辑反相器32予以实 现。所述逻辑反相器32可降低接收器对传送电路和时钟脉冲产生器2的运 作的影响。
参考脉冲是从所述时钟脉冲产生器2的延迟时钟脉冲信号而产生，且 经由所述第一脉冲产生器15将其修改成较短的脉冲后，传送到电阻35和 电阻36的接点处，其中所述脉冲产生器15由逻辑反相器33、电容34和电 阻35、 36构成。所述延迟线14用以匹配所述探测脉冲和参考脉冲之间的 时序，如此所述平衡混波器4即可正确地测量两者的相位差，其中所述延 迟线14由一可变电阻43和一电容44构成。所述参考脉冲的时间延迟(7^) 可根据下列方程式予以确定
<formula>formula see original document page 11</formula>(9)
其中"。表示所述天线板23表面与所述皮肤13之间的距离。^表示所 述动脉血管26与所述皮肤13之间的距离。c表示光速，s表示人类皮肤组 织的相对介电质常数。如图5(a)所示，4'"^WC:，其中RC是所述可变
电阻43的电阻值和电容44的电容值的乘积，以上两者组成所述延迟线14。 特定而言，^可通过调整所述可变电阻43的电阻值而调整其数值。反射
的探测脉冲经由接收天线22接收之后，继续进入平衡混波器4的输入点。 电阻负载30、 31为对称式接收天线22的匹配负载。
图6(a)和图6(b)说明所述平衡混波器4的运作方式。在参考脉冲的正半 周期中，二极管VD2和VD3都被导通，而将已接收的探测脉冲传送到所 述平衡混波器4的输出端，如图6(a)所示。在参考脉冲的负半周期中，二 极管VD1和VD4都被导通，而将探测脉冲以一180度的相位偏移传送到所 述平衡混波器4的输出端，如图6(b)所示。所述平衡混波器4的输出电压可 由下列方程式予以定义-
<formula>formula see original document page 12</formula> (If))
其中^表示电阻35和电阻36的电阻值。二极管的电压电流特性可由三 次多项式予以估计
将上述的多项式代入方程式(10)中，可得如下的两个方程式:
(11)
<formula>formula see original document page 12</formula>
<formula>formula see original document page 12</formula>(12)
将方程式(11)和(12)相加，可得 "鹿o = 4^2^ 6% (13)
方程式(13)显示所述平衡混波器4实现了接收的探测脉冲^f与参考 脉冲^。的乘法运算。
图7(a)显示所述平衡混波器4接收的探测脉冲"^与参考脉冲"。，其 中接收的探测脉冲^^以实线表示，而参考脉冲^。则以虚线表示。当所 述动脉血管26移向或远离所述监视装置10时，图7(a)显示的相位差的相应 时间变化产生如图7(b)显示的平衡混波器4的输出端的正脉冲和负脉冲。 总而言之，所述第一低通滤波器6的输出端将会产生一输出信号。图8(a) 和图8(b)更进一步比对静止状态下的动脉血管振动状态下的动脉血管26 的时序图。
所述平衡混波器4的输出脉冲继续传送到所述第一低通滤波器6，其
滤除不需要的高频部分而产生所需的输出(F)。如图9所示，频率为 "/^±"^。的谱线分别表示接收到的探测脉冲的重复频率/^与参考脉冲的
重复频率A。的整数倍。所述第一低通滤波器6滤除信号(F)以外的高频 成分("AF±mA。)，而频率为F的谱线(其可视为由所述动脉血管26的物理 活动予以调制的信号)则被选取。
所述平衡混波器4容许输入信号与参考脉冲间的乘法运算有更大的 精确度。换句话说，可得到一个失真明显降低的混波器输出信号。所述 平衡电路结构允许高度隔离一个输入信号(来自天线)与参考脉冲信号，并 高度隔离所述输入信号与混波器的输出信号(绝缘的平均值为40分贝 (dB))。因此，可降低所述平衡混波器4的参考脉冲和接收天线22的辐射渗 透。
再次参看图5(a)，由电容41和电容42构成的高通滤波器5移除直流 (DC)成分，而这一直流成分由所述动脉血管26的周边静止组织所产生。 由电阻38、电容40、电阻37和电容39构成的第一低通滤波器6则用以选择 相应于所述动脉血管26的物理活动的低频信号。
如图5(b)所示，由一第一级放大单元(一个低频仪器放大器)和一第二 级放大单元构成的第一放大器7放大所述低频信号。通过调整电阻51的电 阻值可设定所述第一级放大单元的增益在117.27(41.38分贝)。所述第一级 放大单元还抑制共模干扰不低于110分贝。
信号接着进入第二级放大单元，其是以运算放大器71和72为基础元 件。所述第二级放大单元的增益可由下列方程式予以决定
<formula>formula see original document page 13</formula>(20dB)
电阻723的电阻值可由下列的方程式予以确定 剩=料，)=翌=9遍附 、7 7 (721) + i (722) 110
再次参看图5(c)，放大的信号进入一以运算放大器73和74为基础的第 二低通滤波器8，其为一个4阶巴特沃斯(Butterworth)有源滤波器。此一类 型的滤波器在通带内可提供具有最均匀的频率响应。
滤波后的信号进入第三级放大单元，其位于以运算放大器75为基础
元件的第二放大器9。第三级放大单元的增益可通过调整电阻751和电阻 752予以设定，其增益可由下公式予以决定
<formula>formula see original document page 14</formula>接收器的整体增益等于-
K =仏《3 = (117.28).(10).(2.35) = 2756.08 (68 8dB)
再次参看照图5(d)，以运算放大器80缓冲一电压分压器而产生一虚拟 接地。此一电路可在供给电压的l/2处产生一虚拟接地参考电压。所述电 路包含补偿机制以允许在虚拟接地的输出设有旁路电容801、 52、 724和 753。大电容的好处不仅虚拟接地呈现一很低的直流(DC)阻抗到负载，其 交流(AC)阻抗也很低。所述运算放大器80可吸收和释放出超过5mA的电 流，此一特性可改善负载电流的瞬态时间的恢复时间。
图11例示本发明的数字板25的电路图。经过放大和滤波后的信号通 过一连接器76(参考图5(C))从所述模拟板24传送到嵌设在所述微控制器 18内的模拟/数字转换器。所述微控制器18优选地为使用简化指令集处理 器(Reduced Instruction Set Computer, RISC)结构的8位低功率CMOS微控 制器，其实现了从模拟信号处理电路进行数据收集和数据传送。数据传 送可以通过RS-232或是USB接口来完成。串口驱动器78通过RS-232接口 连接到所述数字板25，其具有外部数据处理和显示单元28。所述收发器 19和电子可擦除存储器77是经由USB接口进行通信。所述收发器19可为 一种USB单芯片通用非同步收发传输器，其以高达920k波特(baud)的数据 传送率的USB传送一连串的数据。电子可擦除存储器77用以存储结构参 数，包含USB销售商识别码、产品识别码、序号和控制器字串等。具有 三个端点的可调整分流调节器79的参考电压源用以供给所述模拟板23的 模拟信号处理电路和所述数字板25的微控制器的模拟/数字转换器的参考 电压。
再次参看图10，所述监视装置10在能量性能上的改善是由于进入所 述发射天线21的信号振幅频谱220与所述发射天线21的频率性能110的匹 配。因此，辐射的信号能量几乎是常见元件(具有信号频谱封包120和相 同的天线频率性能)的两倍。信号振幅频谱与天线频率性能之间的匹配可
通过选择合适的发射天线，例如回路天线(loop antenna)、领结状天线、 终端半波天线(terminating half-wave antenna)和螺旋天线(spiral antenna), 分别显示于图12(a)、 12(b)、 12(c)和12(d)。
图13(a)和图13(b)显示由所述监视装置10获取的挠骨动脉信号波形 和心电图信号波形的对照图。如图13(a)和图13(b)所示，所述监视装置IO 的性能可在临床装置予以证实，其是通过对比所述监视装置10所取得的 桡骨动脉脉搏信号200和心电图210。图13(a)所显示的波形是从一具有正 常心跳节律的病人身上取得。反之，图13(b)显示的波形是从一具有动脉 期前收縮(arterial premature contraction, APC)症状的病人身上取得。两个 结果都显示相当清楚的心跳波形，表示所述监视装置10确实可作为一个 具有心脏疾病的病人的诊断工具。
图14中例示本发明的监视装置10的模拟板24'的一部分。与图5(a)所 示的模拟板24'使用单端输出(single-ended output)发射天线21相比较， 图14所示的模拟板24'使用差动输出(differential output)发射天线21'。使 用所述差动输出发射天线21'的监视装置10可以大幅地增加带宽，并大幅 地增加代表人体器官的物理活动的波形振幅。
图15(a)显示使用单端输出发射天线21的监视装置10的带宽。图15(b) 显示使用差动输出发射天线21'的监视装置10的带宽。使用差动输出发射 天线21'的监视装置10的带宽约44.7百万兆赫(如图15(b)所示)，而使用单 端输出发射天线21的监视装置10的带宽仅约为44.7百万兆赫(如图15(a)所 示)。明显地，选用差动输出发射天线21'的监视装置10，其带宽大约可增 加七倍。
图16(a)显示使用单端输出发射天线21的监视装置10获取的桡骨动脉 信号波形，而图16(b)显示使用差动输出发射天线21'的监视装置10获取的 桡骨动脉信号波形。明显地，图16(b)所示的桡骨动脉信号波形的振幅大 约是图16(a)的桡骨动脉信号波形的振幅的两倍。换句话说，使用差动输 出发射天线21'可以增加代表人体器官的物理活动的信号的振幅。
图17中例示本发明的柔性缝隙天线300。所述柔性缝隙天线300包含 一由聚亚酰胺制成的柔性衬底302、 一设置于所述柔性衬底302上的发射 天线310和一与所述发射天线310相同的接收天线320。所述柔性衬底302使得所述柔性缝隙天线300可更容易地配戴在人体身上。所述发射天线 310包含一对金属块304A和304B，其中各金属块304A和304B至少具有一 缝隙312(例如以镜像设置的三角形缝隙)，且各金属块304A和304B的馈入 端308A的横向宽度(lateral width)小于自由端308B的横向宽度。此外，所 述柔性缝隙天线300另外包含一连接到所述金属块304A的馈入端308A的 微带线306。优选地，所述金属块304A可为三角形，风扇形(fan-shaped) 或T形(T-shaped)，且所述微带线306的长度为超宽带电磁波的波长的一 半。
图18(a)显示使用柔性缝隙天线300的监视装置10的带宽，而图18(b) 显示使用柔性天线300'的监视装置10的带宽，其中柔性天线300'具有设置 在硬衬底302'上的无缝隙发射天线310'和接收天线320'，如图17(b)所示。 使用图17(b)所示的柔性天线300'的监视装置10的带宽仅约为120百万兆 赫，而使用图18(a)所示的柔性缝隙天线300的监视装置10的带宽则高达 1.145兆赫。明显地，使用柔性衬底302并在金属块304A和304B中设置缝 隙312有助于增加所述监视装置10的带宽约十倍。
图19(a)显示使用柔性缝隙天线300的监视装置10获取的桡骨动脉信 号波形，而图19(b)显示使用柔性天线300'的监视装置10获取的桡骨动脉 信号波形。明显地，图19(a)的桡骨动脉信号波形的振幅约为图19(b)的桡 骨动脉信号波形的振幅的四倍。换句话说，使用柔性衬底302并在金属块 304A和304B中设置缝隙312有助于增加人体器官的物理活动的信号振 幅。
本发明的技术内容和技术特点己揭示如上，然而所属领域的技术人 员仍可基于本发明的教导和揭示而作种种不背离本发明精神的替换和修 改。因此，本发明的保护范围应不限于实施例所揭示的内容，而应包括 各种不背离本发明的替换和修改，并为所附的权利要求书所涵盖。
权利要求
1.一种人体器官的物理活动的获取方法，其特征在于包含下列步骤发射一超宽带电磁波到一人体器官；测量经所述人体器官散射的探测脉冲与一参考脉冲之间的相位差信号；和根据所述相位差信号产生代表所述人体器官的物理活动的信号。
2、 根据权利要求1所述的人体器官的物理活动的获取方法，其特征 在于根据下列方程式测量所述相位差信号A^ :其中，/表示所述探测脉冲的频率，c表示光速，s表示人体的皮肤组织的相对介电常数，r表示所述人体器官往所述探测脉冲方向的物理移动的移动速度，^表示当所述人体器官移动一预定距离A"的时间。
全文摘要
一种人体器官的物理活动的监视装置和其获取方法，所述监视装置包含一天线板、一模拟板、一数字板和一显示元件。所述天线板包含一可发射一超宽带电磁波到一人体器官的发射天线和一可接收经所述人体器官散射的电磁波的接收天线。所述模拟板具有多个模拟信号电子元件，可获取代表所述人体器官的物理活动的信号。所述数字板具有多个可进行模拟/数字信号转换的电子元件。所述显示元件可显示所述人体器官的物理活动状态。本发明的人体器官的物理活动的获取方法是通过发射一探测电磁波到所述人体器官，再测量经所述人体器官散射的探测电磁波与一参考电磁波之间的相位差信号，而所述人体器官的物理活动信号则取自所述相位差信号。
文档编号A61B5/00GK101371785SQ20081013575
公开日2009年2月25日 申请日期2006年6月22日 优先权日2006年1月3日
发明者彭家洪, 翁耀隆, 陶德和 申请人:财团法人工业技术研究院