CN110432903A - 一种用于提取生物组织特征信息的非侵入性方法及其系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于检测体内组织特征信息的非侵入性方法及系统，其将多个不同频率的交流电流同时应用于人体或动物体。在接收到调制的电压信号后，解调接收的信号。从指定频率的载波中提取来自心血管系统和周围组织的信息。通过执行系统识别或信道估计程序，以将心血管循环系统的信息与周围组织的信息分开。分别计算心血管系统及其周围组织的电阻和电容。使用计算的电阻和电容表示体液和心血管循环的状态。由此能够准确、可靠的获取相应的状态信息，便于对目标组织的准确测量以获得健康状态。

Description

一种用于提取生物组织特征信息的非侵入性方法及其系统

本发明是申请号为16/004,204、于2018年6月8日提交的美国申请的部分连续申请。本发明要求享有申请号为62/653,596和62/653,610、都于2018年4月6日提交的美国临时申请的优先权。上述所有的临时申请全部引入到本发明中。

技术领域

本发明涉及一种用于提取体内组织特征信息的非侵入性方法及其系统。

背景技术

生物阻抗和生物电抗测量作为一种测量血流量和体液水平的非侵入性方法已被广泛探索。这些技术在医学领域中被广泛接受。但它们存在一些弊端。首先，所有计算的参数都基于阻抗，该阻抗与频率有关。这些参数只能间接表示心血管状态。而且，由于这些参数是频率相关的，它们将遭受频率选择性的损伤。其次，连接组织的阻抗在阻抗测量中起着重要作用。传统的生物阻抗和生物电抗测量受周围组织阻抗和目标组织阻抗的混合影响。有时很难确定哪个阻抗占主导地位。因此，混合阻抗在因人而异；即使是同一个人，混合阻抗也会因不同的组织状态而不同。因此，生物阻抗和电抗不是表示体液和心血管循环特征的良好候选者。

从电学角度来看，生物组织的特征在于导体和非导体。导体通过电导测量(电阻反向)，非导体可以通过电容或介电常数测量。一个广泛认可的人体组织模型是Cole模型。基本上，交流电流主要由细胞外液体传导，细胞外液体主要是低频电阻，例如1KHz。随着交流电流频率的增加，交流电流通过细胞外液体和细胞。由于细胞具有与电容器功能类似的膜，因此交流电流将具有相变。随着频率不断增加，超过1MHz，细胞在总阻抗中的膜效应变得微不足道，总阻抗再次变为纯电阻。Cole模型描述了这种行为。

任何生物组织的变化基本上都将导致其电导和电容的变化。因此，为了呈现组织的变化，组织电导和电容变化的测量比生物阻抗混合生物电抗的测量更加可靠，其中包括连接组织的阻抗和电抗。由于组织的电导和电容是频率相关的，因此必须选择频带。人们普遍认为组织的信息主要在10KHz到1MHz的频带内。因此，为了测量组织的电导和电容，使用10KHz到1MHz频带的多频交替刺激(电流)。根据欧姆定律，可以从多频交变电流计算组织的电导和电容。

发明内容

本发明为解决现有技术中存在的问题，提出一种检测生物组织电特性的非侵入性方法，其目的在于捕捉体液变化、血液流动和心血管循环的变化以实现目标组织特征信息的准确检测，并进一步获知人体或生物体的状态。所述方法主要用于非治疗目的信息检测。

本发明提供了一种用于检测体内组织特征信息，以及捕捉体液、血液流动和/或心血管循环的变化的非侵入性方法及其系统，所述方法包括：

传输生成的多个交流电流至人体或动物体内以产生多个交流电压信号；

接收由所述人体或动物体内组织变化调制的所述交流电压信号；

放大并将所述接收的交流电压信号数字化为数字信号；

预处理所述数字信号，所述预处理进一步包括解调、滤波和分离所述数字信号；以及

估计目标组织的状态。

一方面，所述生成多个具有不同频率的交流电流包括，使用数字信号处理技术从频域到时域同时产生多个不同频率的所述交流电流，其中，多个不同频率的所述交流电流是周期性的。

一方面，所述接收由所述人体或动物体内组织变化调制的所述交流电压信号包括，确定所述传输的交流电流的周期，并同步所述接收信号的每个周期。

一方面，所述分离所述数字信号包括，通过多个频率的复阻抗计算电阻和电容以将外围组织的电阻和电容与目标组织的电阻和电容分离。

一方面，所述计算电阻和电容包括通过系统识别或信道估计程序分别计算目标组织和外围组织的电阻和电容值。

一方面，所述系统识别或信道估计程序包括使用所述电阻和电容的值进行多室建模，其中，每个腔室通过并联的电阻和电容建模，多个腔室之间串联或并联连接。

一方面，所述多室建模包括双室建模，其中连接组织在电极和所述目标组织之间。

一方面，所述频率范围为10KHz到1MHz。

一方面，所述同时产生多个不同频率的所述交流电流包括，使用数字信号处理技术将所述多个不同频率的交流电流在时域上相加，其中所述多个不同频率的交流电流是周期性的。

一种用于实现上述方法的系统，该系统包括终端和至少一个处理器，其中，所述终端包括：

发生器，用于产生多个不同频率的交流电流；

至少一个传感器，用于将产生的所述交流电流传输到人体或动物体，以及接收由人体或动物体内组织变化调制的交流电压信号；

至少一个放大器，用于放大接收的所述交流电压信号为放大信号，

和至少一个模数转换器，用于将所述放大信号数字化为数字信号；以及

预处理模块，用于通过解调、滤波、分离预处理所述数字信号；

其中，所述至少一个处理器被配置为估计目标组织的状态。

一方面，所述系统还包括至少一个数学加速器，被配置为计算所述数字信号的电阻和电容值。

一方面，所述发生器被配置为使用数字信号处理技术从频域到时域同时产生多个不同频率的交流电流，其中，所述不同频率的交流电流是周期性的。

一方面，所述预处理模块被配置为确定所述传输的交流电流的周期，以及同步所述接收信号的每个周期。

一方面，至少一个传感器被配置为从人体或动物体的不同部位依次或同时采样多个信号。

一方面，所述预处理模块被配置为通过多个频率的复阻抗计算电阻和电容以将外围组织的电阻和电容与目标组织的电阻和电容分离。

一方面，所述至少一个数学加速器被配置为通过系统识别或信道估计程序分别计算目标组织和外围组织的电阻和电容值。

一方面，所述处理器被配置为通过所述电阻和电容值建立多腔室的等效电路，并且每个腔室包括并联连接的电阻和电容，多个腔室串联或并联连接。

一方面，所述系统还包括数据库，用于存储来自所述至少一个处理器的结果，所述至少一个处理器被配置为检索所述结果。

一方面，所述数据库使得所述系统的监测保持实时或离线状态。

一方面，所述发生器被配置为使用数字信号处理技术将多个不同频率的交流电流在时域相加，其中所述多个不同频率的交流电流是周期性的。

本发明涉及一种用于检测生物组织特征的方法及系统。其将多个不同频率的交流电流同时应用于人体或动物体。在接收到经人体或动物体调制的电压信号后，解调接收的信号。从指定频率的载波中提取来自心血管系统和周围组织的信息。通过执行系统识别或信道估计程序将心血管循环系统和周围组织的信息分开。分别计算心血管系统及其周围组织的电阻和电容，使用计算的电阻和电容表示体液和心血管循环的状态。由此能够准确、可靠地获取相应的信息，以便于对目标组织准确测量。

附图说明

下面将结合附图对本发明的实施例进一步说明。

图1是本发明一个实施例提供的部分系统的总体框架图；

图2是本发明另一个实施例提供的部分系统的具体结构图；

图3是本发明另一个实施例提供的部分系统的总体框架图；

图4是本发明另一个实施例提供的双室模型测量电路图；

图5是本发明另一个实施例提供的系统对电阻的频率响应示意图；

图6A和6B是本发明另一个实施例提供的人体或动物体频率响应示意图；

图7A和7B是本发明另一个实施例提供的针对2阶RC人或动物模型的人或动物频率响应示意图；

图8A-8C是本发明另一个实施例提供的双室模型对主动脉测量的动脉结果示意图；

图9A-9C是本发明另一个实施例提供的双室模型对主动脉测量的外围结果示意图；

图10A-10C是本发明另一个实施例提供的双室模型对心室测量的心室结果示意图；

图11A-11C是本发明另一个实施例提供的双室模型对心室测量的外围结果示意图；

图12A-12C是本发明另一个实施例提供的双室模型对胸部测量的动脉结果示意图；

图13A-13C是本发明另一个实施例提供的双室模型对胸部测量的外围结果示意图；

图14A-14C是本发明另一个实施例提供的双室模型对右肺测量的动脉/静脉结果示意图；

图15A-15C是本发明另一个实施例提供的双室模型对右肺测量的外围结果示意图；

图16A-16C是本发明另一个实施例提供的双室模型对左肺测量的动脉/静脉结果示意图；

图17A-17C是本发明另一个实施例提供的双室模型对左肺测量的外围结果示意图。

具体实施方式

现在结合附图对本发明实施例作进一步详细的说明。

本发明涉及检测生物组织的电特性的非侵入性技术，例如组织的电阻和电容及其变化模式。本发明实施例的目的是捕捉体液变化、血液流动和心血管循环的变化，用于非治疗目的的监测和信息检测。一方面，将多个不同频率的交流电流同时应用于人体或动物体。在接收到调制的电压信号后，解调接收的信号。从指定频率的载波中提取心血管系统和周围组织的信息。执行系统识别或信道估计程序，以将心血管循环系统和周围组织的不同信息分开。分别计算心血管系统及周围组织的电阻和电容，使用计算的电阻和电容表示体液和心血管循环的状态。

以这种方式，本发明的一个方面提供人或动物的血液动力学监测，包括体液和血流，以及动脉、心脏和肺的状态，通过提取组织的电阻和电容变化来获取心血管循环、体液和心血管组织(包括心脏和肺)状态之间的定量相关性。

使用数字信号处理技术从频域到时域产生多个不同频率的交流电流(AC)。该多个不同频率的交流电流是周期性的。

确定传输的信号的周期，并在每个周期上同步接收的信号。

在多个频率的复阻抗上将外围组织的电阻和电容与目标心血管组织的电阻和电容分离。

从指定频率的载波中提取来自心血管组织和周围组织的信息，通过系统识别或信道估计程序实现心血管组织和周围组织的信息分离。

本发明的一个方面提供可以同时检测多个不同频率的交流电流的振幅和相位，或复电压的实部和虚部的变化的方法。将多个交变电流的振幅和相位的变化转换成体内组织的电阻和电容。

处理信号后，滤波并处理该解调的信号以执行多室建模，利用多室模型实现心血管系统和周围组织的信息分离。

多个不同频率的交流电流通过电极同时注入人体或动物体，并与一些外部电气部件形成环路。当电流在人体或动物体内传播时，它们受到身体组织和组织在环路中的变化的调制。存在与注入回路部分重叠的接收回路，其中可以检测和采样调制的交流电流。采样的调制信号和心电图(ECG)信号将通过计算机处理放大并数字化为数字格式。在信号处理之后，对来自多频信号的解调数据进行滤波和处理以执行多室建模。

双室RC(电阻和电容)模型用于对目标组织建模。多腔室可以用于模拟人体或动物体。例如，用于胸腔测量，一个腔室可以表示动脉、心房和心室，这是心血管循环系统的主要部分。另一个腔室可以表示电极和心血管循环系统之间的连接组织。每个腔室由包括集成电阻和电容的并联RC网络表示。两个腔室可以串联连接，因为动脉系统不直接连接在电极上。连接组织总是在测量电极和动脉之间。系统识别或信道估计技术用于计算集成R(电阻)和C(电容)值。该R和C值用于估计体液、血流和心血管循环。双室模型的优点是其能够使心血管循环系统从周围组织中分离。本发明也包括基于双室模型的三室模型，该三室模型是并联RC网络(Rc和Cc)与另一个并联RC网络并联连接，如图4所示，其中另一个并联RC网络由两个串联连接的并联RC网络组成(并联RC网络Rp和Cp串联连接于并联RC网络Ri和Ci)。三室模型更加适用于人体或动物体组织，但是需要更多的计算，以及具有较低的稳定性。

从窄频带角度看，组织RC值与频率无关，例如10KHz至1MHz。将双室电阻和电容的变化与心电图(ECG)时序参考相结合，可以估计心血管状态。本发明提供了测量该双室模型的集成R和C值的技术。多室模型可以进行类似的处理。本发明的实施例以751Hz的速率提供10个频率响应，以执行双室模型测量。这10个频率响应来自接收信号的解调，并且用于估计集成R和C值。因此，双室R和C值每秒估算751次，估算次数应足够高以显示心血管变化。可以使用更多的频率响应，但这需要更多的计算。

本发明的一方面提供一种用于实现上述任何方法的系统，该系统包括终端、至少一个数学加速器和至少一个处理器，其中，该终端包括：

发生器，用于产生多个不同频率的交流电流；

一个或多个传感器，用于将产生的交流电流传输至人体或动物体，以及接收由人体或动物体内组织变化调制的交流电压信号；

一个或多个接收放大器，用于放大并数字化接收到的交流电压信号为放大信号；

至少一个模数转换器，用于将所述放大信号数字化为数字信号；

预处理模块，用于预处理数字信号，该预处理进一步包括解调、滤波、分离数字信号；

其中，至少一个数学加速器被配置为通过数字信号计算电阻和电容值；以及

至少一个处理器被配置为估计目标组织的状态。

该处理器可以是单个计算机或多个计算机，可以具备或不具备数学加速器阵列。本领域普通技术人员可以理解，数学加速器可以是处理计算的专用电路，用于将计算任务从需要处理终端或系统多项任务的处理器中卸载。

终端还包括连接人和系统的人机界面。计算机可以是远程的，从而使得人(医生)可以远程实时观察系统。

一方面，本发明的实施例提供了一种检查体内电阻和电容的变化，与体液和心血管循环之间的相关性的方法和系统。

本发明的一方面提供了一种方法和系统，其用于从体内组织的电阻和电容中提取特征信息，以表示人或动物的血液动力学和体液状态，使用包括但不限于电阻和电容曲线的斜率值、该斜率值的一阶导数的斜率值、时间段、归一化振幅变化、整合形状区域、不同状态的比率(例如心脏的收缩和舒张)。

本发明的一方面提供了一种方法和系统，用于将计算的目标组织的电阻和电容变化与动脉弹性相关联。因此，计算的人或动物的动脉模型可以匹配测量的RC特征模型。

本发明的一方面提供了一种方法和系统，用于将计算的目标组织的电阻和电容变化与心肌组织的状态相关联。因此，计算的人或动物的心脏结构模型可以匹配测量的RC特征模型。

本发明的一方面提供了一种方法和系统，用于改变交流电流的频率和频率值、时序或相位，以及强度的数量。

本发明的一方面提供了一种方法和系统，用于使用一些或所有上述信息来估计心血管循环的健康状态，包括体液状态。

上述方法及系统将在下文具体阐述，其可以实现针对目标组织的准确检测，并且具有更佳的检测准确性。

根据实施例，图1显示了终端系统的设置。人或动物体1具有连接系统的电极或触点A、B、C、D和E。信号发生器2产生宽频带信号，该信号由10KHz到1MHz的多频成分组成。信号产生器2通过电线或电缆5和6连接至电极或触点A和D。选择电极或触点A和D可以使得产生的信号或刺激信号能够通过相关的动脉、肺部和心脏，以及在本实施例中通过胸腔，该胸腔中有若干主要动脉通过。信号流遵循血流或动脉的纵向方向。产生的信号在人或动物体内从A到D或从D到A。

信号检测器3通过电线或电缆8、9和10从点B和C、B和E以及E和C收集电压信号。点E是特殊的电极，其可以是用于同时传输和接收的一个或一对电极。信号处理器4控制并协调信号发生器2和信号检测器3。信号处理器4还处理来自B、C和E的收集信号，并从中提取生物信息。

图2显示了终端系统的功能或结构视图，其也被称为采集系统。本实施例中，该系统不仅可以获取信号，还可以将刺激电流发送至人体或动物体及其组织中。信号发生器25可以在时域和频域工作，并产生多频信号。在时域中，这些信号是多个正弦或余弦波的总和。在频域中，这些信号是多个频率音调的总和。信号发生器25在时域上将频率音调转换为多个正弦信号。生成的数字正弦信号通过数模转换器26生成模拟信号。这些模拟信号依次通过模拟放大器11并被放大，以驱动一个宽频带的电流泵设备12输出宽带电流。从电流泵设备12开始，多频正弦波的小电流通过触点或电极A和D进入人体或动物体。作为复杂介质的人体或动物体将调制行进的信号电压。该调制的电压和其他生物电信号将从点B和C，B和E以及E和C中拾取。由于所有这些信号都很弱，它们将首先被模拟预放大器组27放大，模拟预放大器组27主要功能是将高阻抗输入信号转换为低阻抗输入信号。

模拟预放大器组27中的每一个预放大器有两个信号路径。其中一条信号路径进入一组阻抗心动图(ICG)放大器中的一个。另一条信号路径进入一组生物信号放大器中的一个。ICG信号和生物信号需要不同的增益和不同的滤波器。总的来说，ICG信号进入ICG放大器组14。生物信号进入生物信号放大器组28。ICG信号放大后，由IGC高分辨率模数转换器组(“IGC Hi-RES ADC BANK”)15进行数字化，这是一组高分辨率和高速模数转换器组。数字化的信号将由数字信号处理器16处理，包括诸如解调、滤波、提取不同的生物信号等的多种预处理。

图3根据实施例示出了计算机系统如何工作。刺激信号通过路径17发出。人体或动物体的调制信号和其他生物信号通过路径18进入。终端系统19进行一些预处理工作，包括但不限于解调和过滤。终端系统19也可以拥有自己的人或动物的人机界面。

在一个实施例中，终端系统19通过路径24连接数学加速器21。数学加速器21执行系统识别或信道估计的计算以获得RC模型值，并将中间结果发送至本地计算机20，本地计算机20完成所有的最终处理，例如参数计算、特征提取和数据分析。数据库服务器22用于存储结果和数据，其既可以是本地计算机存储服务器，也可以是远程计算机存储服务器，例如基于云端的计算机存储服务器。数据库服务器22也可以是本地和远程计算机存储服务器的混合。

图4显示了多室模型的电路示意图。图4中显示了三个腔室，分别由Rc和Cc、Rp和Cp，以及Ri和Ci表示。图4包括具备强度I的多频交流电流的电流源，与主体接触的驱动引线L1和L4，以及与主体接触的接收引线L2和L3。Cs表示主体的皮肤电容，Rs表示主体的皮肤电阻。电阻-电容(RC)对Cp-Rp(表示外围或连接组织)、Cc-Rc(表示与心血管系统并联的两个接收引线间的直接组织连接)和Ci-Ri(表示血液循环系统或目标组织)一起组成人或动物组织RC模型。对于简化的双室模型，可以丢弃Rc和Cc。对于双室模型，两个并联RC对，Rp-Cp和Ri-Ci，串联连接。更加实际的三腔室RC模型需要更多的计算并且缺少稳定性。

图5显示了系统作为人体的模型，对电阻的频率响应。其中有10个具有相同功率的不同频率的主要载波，表示10个频率音调，分别是20.3KHz、35.3KHz、50.3KHz、72.9KHz、99.9KHz、120.9KHz、142.7KHz、166.8KHz、206.6KHz和317.0KHz。这些频率载有调制的信息。既然电阻是不会改变的，频率响应也是恒定的。由于系统不是线性的，所以可能在不同频率上存在不同的信号损失或衰减。由系统缺陷引起的信号损失或失真应当在计算RC模型值和分析人或动物的结果前被补偿或纠正。系统的相位响应也需要类似的纠正。

图6A-6B显示了人或动物的频率响应。相位响应(图6A)显示了在较高频率下有较大的延迟。振幅响应(图6B)在较高频率下衰减得更多。这些附图表明人或动物的频率响应与RC系统相似。

图7A-7B显示了针对2阶RC人或动物模型的人或动物频率响应。测量的频率响应与2阶RC模型完美匹配。此处未观察到Cole模型行为，原因是血液是主要的电阻，其导致Cole中心频率高得多。将目标组织在诸如10KHz到1MHz相对窄的频带上建模为接近线性的系统，或在甚至更窄的频带上建模。

图8A-8C显示了对主动脉测量的双室模型的结果。图8A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图8B中，Ra是主动脉腔室模型的电阻。在图8C中，Ca是主动脉腔室模型的电容。图8B和8C紧密地跟随图8A中显示的心跳变化。在心脏舒张末期，动脉具有最小的血液储备和最高的电阻，而电容是最低的。在心脏收缩末期，动脉的体积最大。电阻最小，电容最大。

图9A-9C显示了对主动脉测量的双室模型的结果。图9A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图9B中，Rp是外围组织腔室模型的电阻。在图9C中，Cp是外围组织腔室模型的电容。图9B和9C没有显示出根据心跳节奏的简单变化。因此，这些附图显示了干扰准确建模的数据示例，其将会被去除。

图10A-10C显示了对心脏测量的双室模型的结果。图10A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图10B中，Rh是心脏腔室模型的电阻。在图10C中，Ch是心脏腔室模型的电容。图10B和10C紧密地跟随心跳变化。在心脏舒张末期，心脏具有最多的血液和最小的电阻，而电容是最大的。在心脏收缩末期，心脏的体积最小。电阻最大，电容最小。

图11A-11C显示了对心脏测量的双室模型的结果。图11A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图11B中，Rp是外围组织腔室模型的电阻。在图11C中，Cp是外围组织腔室模型的电容。图11B和11C没有显示出根据心跳节奏的明显变化。

图12A-12C显示了对上胸部(胸腔)测量的双室模型的结果。图12A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图12B中，Ru是上胸部腔室模型的电阻，其包括胸腔的动脉和心脏。在图12C中，Cu是上胸部腔室模型的电容。图12B和12C紧密地跟随心跳变化。在心室收缩前，动脉具有最小的血液储备和最高的电阻，而电容是最低的。在心脏收缩末期，动脉的体积最大。电阻最小，电容最大。

图13A-13C显示了对上胸部测量的双室模型的结果。图13A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图13B中，Rp是外围组织腔室模型的电阻。在图13C中，Cp是外围组织腔室模型的电容。图13B和13C没有如上胸部腔室模型一样明显地跟随心跳变化。

图14A-14C显示了对右肺测量的双室模型的结果。图14A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图14B中，“R right lung”是右肺的动脉/静脉腔室模型的电阻。在图14C中，“C right lung”是右肺的动脉/静脉腔室模型的电容。图14B和14C紧密地跟随心跳变化。

图15A-15C显示了对右肺测量的双室模型的结果。图15A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图15B中，Rp是右肺的外围组织腔室模型的电阻。在图15C中，Cp是右肺的外围组织腔室模型的电容。图15B和15C也紧密地跟随心跳变化。

图16A-16C显示了对左肺测量的双室模型的结果。图16A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图16B中，“R left lung”是左肺的动脉/静脉腔室模型的电阻。在图16C中，“C left lung”是左肺的动脉/静脉腔室模型的电容。由于左肺具有动脉、静脉和心脏，其模型比简单的双室模型更复杂。附图与其他的有所不同，但是图16B和16C仍然显示出一定程度上跟随心跳变化。

图17A-17C显示了对左肺测量的双室模型的结果。图17A显示的ECG不是传统的12导联ECG。这足以显示心搏周期的时序，在R波被识别的条件下，其可以被接受使用。在图17B中，Rp是左肺的外围组织腔室模型的电阻。在图17C中，Cp是左肺的外围组织腔室模型的电容。图17B和17C显示出紧密地跟随心跳变化，该结果与其他附图中显示的不一样。

如上所示，本发明的实施例提供了一种用于通过将多个不同频率的交流电流同时应用与人体或动物体以检测人或动物组织特征信息的方法及系统。在接收到调制电压信号后，解调接收的信号。然后从指定频率的子载波中提取心血管系统和周围组织的信息。通过执行系统识别或信道估计程序将心血管循环系统和周围组织的信息分开。分别计算心血管系统及其周围组织的电阻和电容，使用计算的电阻和电容表示体液和心血管循环的状态。由此能够准确、可靠地获取相应的状态信息，便于对目标组织的测量，以获取健康状态。

上述说明描述了具体实施方式，本领域普通技术人员完全可以在不偏离本项发明技术思想的范围内，进行多样的变更以及修改。本项发明的范围并不局限于说明书上的内容，须根据权利要求的范围来确定。

Claims (20)

1.一种用于检测体内组织特征信息的非侵入性方法，其特征在于，所述方法用于捕捉体液、血流、和心血管循环的变化，所述方法包括：

传输生成的多个交流电流至人体或动物体内以产生多个交流电压信号；

接收由所述人体或动物体内组织变化调制的所述交流电压信号；

放大并将所述接收的交流电压信号数字化为数字信号；

预处理所述数字信号，所述预处理进一步包括解调、滤波和分离所述数字信号；以及

估计目标组织的状态。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述生成多个具有不同频率的交流电流包括，使用数字信号处理技术从频域到时域产生多个不同频率的所述交流电流，其中，多个不同频率的所述交流电流是周期性的。

3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述接收由所述人体或动物体内组织变化调制的所述交流电压信号包括，确定所述传输的交流电流的周期，并同步所述接收信号的每个周期。

4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，所述分离所述数字信号包括，通过多个频率的复阻抗计算电阻和电容以将外围组织的电阻和电容与目标组织的电阻和电容分离。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述计算电阻和电容包括通过系统识别或信道估计程序分别计算目标组织和外围组织的电阻和电容值。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所述系统识别或信道估计程序包括使用所述电阻和电容的值进行多室建模，其中，每个腔室通过并联的电阻和电容建模，多个腔室之间串联或并联连接。

7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述多室建模包括双室建模，其中连接组织在电极和所述目标组织之间。

8.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述频率的范围为10KHz到1MHz。

9.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，所述同时产生多个不同频率的所述交流电流包括，使用数字信号处理技术将所述多个不同频率的交流电流在时域上相加，其中所述多个不同频率的交流电流是周期性的。

10.一种用于实现权利要求1所述方法的系统，其特征在于，所述系统包括终端和至少一个处理器，其中，所述终端包括：

发生器，用于产生多个不同频率的交流电流；

至少一个传感器，用于将产生的所述交流电流传输至人体或动物体，以及接收由人体或动物体内组织变化调制的交流电压信号；

至少一个放大器，用于放大接收的所述交流电压信号为放大信号，

和至少一个模数转换器，用于将所述放大信号数字化为数字信号；以及

预处理模块，用于通过解调、滤波、分离预处理所述数字信号；

其中，所述至少一个处理器被配置为估计目标组织的状态。

11.根据权利要求10所述的系统，其特征在于，所述系统还包括至少一个数学加速器，被配置为计算所述数字信号的电阻和电容值。

12.根据权利要求11所述的系统，其特征在于，所述发生器被配置为使用数字信号处理技术从频域到时域同时产生多个不同频率的交流电流，其中，所述不同频率的交流电流是周期性的。

13.根据权利要求12所述的系统，其特征在于，所述预处理模块被配置为确定所述传输的交流电流的周期，以及同步所述接收信号的每个周期。

14.根据权利要求13所述的系统，其特征在于，至少一个传感器被配置为从人体或动物体的不同部位依次或同时采样多个信号。

15.根据权利要求14所述的系统，其特征在于，所述预处理模块被配置为通过多个频率的复阻抗计算电阻和电容以将外围组织的电阻和电容与目标组织的电阻和电容分离。

16.根据权利要求14所述的系统，其特征在于，所述至少一个数学加速器被配置为通过系统识别或信道估计程序分别计算目标组织和外围组织的电阻和电容值。

17.根据权利要求16所述的系统，其特征在于，所述处理器被配置为通过所述电阻和电容值建立多腔室的等效电路，并且每个腔室包括并联连接的电阻和电容，多个腔室之间串联或并联连接。

18.根据权利要求10所述的系统，其特征在于，所述系统还包括数据库，用于存储来自所述至少一个处理器的结果，所述至少一个处理器被配置为检索所述结果。

19.根据权利要求18所述的系统，其特征在于，所述数据库使得所述系统的监测保持实时或离线状态。

20.如权利要求10所述的系统，其特征在于，所述发生器被配置为使用数字信号处理技术将多个不同频率的交流电流在时域相加，其中所述多个不同频率的交流电流是周期性的。