CN113133753A - 基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测系统 - Google Patents

基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测系统 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测系统，包括信号源、激励线圈单元、接收线圈单元、数字化仪、上位机PC；信号源输出两个频率和相位相同的正弦信号,分别与激励线圈单元和数字化仪连接，接收线圈单元与数字化仪连接，用于采集由激励线圈单元发出的并经过待检测部位后在接收线圈单元中生成的输出信号，传输到上位机中进行分析处理得到待检测部位实时状态。本发明提供的系统利用磁感应相位移监测脑血流搏动状况，通过动脉血流动力学理论与磁感应相移检测原理相结合，对脑血流搏动的变化进行持续有效的监测，该系统具有无创、安全、非接触、体积小、穿透性强的优点。

Description

基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测 系统
技术领域
本发明涉及生物医学技术领域，特别是一种基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测系统。
背景技术
中风已成为全球性公共卫生的威胁。近年来，出血性脑卒中发病率逐渐下降，但缺血性脑卒中呈爆发式增长。2018年，美国心脏协会/美国卒中协会指出，维持大脑正常血流供应水平是治疗缺血性脑卒中的关键。因此，脑血流的实时监测具有重要临床意义。
目前还没有一种安全、完全可以接收的实时连续监控脑血流的方法。临床常用CT、MRI等影像学方法检测血流和梗死的情况，然而传统的成像设备体积庞大，不能完成连续检测。一般情况下，患者根据医生的判断或预定的标准化时间进行影像学检测，这样容易导致治疗延误。颅内压(intracranial pressure，ICP)检测可通过脑容量间接反映脑血流的变化。但当脑卒中发作后，颅内代偿机制可使ICP长时间保持在一定范围内，只有在大面积梗死时，颅内高压才会迅速出现。双源多普勒体积超声可以手工操作，但难以进行长期监测。经颅多普勒利用脑血管内脑血流速度作为评估中动脉脑血流的估计数，常用于间歇监测。然而，当交感神经刺激或输注血管活性药物引起所测大脑中动脉直径变化时，很难获得准确的经颅多普勒结果。皮质激光多普勒血流计也可测量血管内血流速率。但检测深度有限、脑组织需要暴露，而且，结果容易受到环境因素影响。近红外光谱通过测量血管内血氧和脱氧血红蛋白的变化，实现对脑血流的连续无创监测。前提是光散射程度保持不变，测量到的衰减仅是吸收的变化引起的。但随着缺血性卒中后时间的推移，颅内组织的病理生理变化使得这一条件难以满足。因此，迫切需要开发一种脑血流实时监测新的系统。
发明内容
有鉴于此，本发明的目的在于提供基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测系统，用于实时连续监控生物组织血液状态，以降低缺血性脑卒中患者的死亡率和致残率。
为达到上述目的，本发明提供如下技术方案：
本发明提供的基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统，包括信号源、激励线圈单元、接收线圈单元、数字化仪、上位机PC；
所述信号源输出两个频率和相位相同的正弦信号,
所述信号源设置有第一端口和第二端口，所述第一端口与激励线圈单元连接，用于生成激励信号，所述第二端口与数字化仪连接，用于生成参考信号；
所述激励线圈单元、接收线圈单元之间设置于待检测生物组织部位；
所述接收线圈单元与数字化仪连接，所述接收线圈单元用于采集由激励线圈单元发出的并经过待检测生物组织部位后在接收线圈单元中生成的输出信号，所述输出信号传输到数字化仪中；
所述参考信号和输出信号通过数字化仪传输到上位机中，所述上位机根据参考信号和输出信号进行分析处理得到待检测生物组织部位的血液实时状态。
进一步，所述激励线圈单元、接收线圈单元采用PCB螺旋线圈传感器，所述激励线圈单元和接收线圈单元构建成激励接收单元。
进一步，所述上位机PC机通过快速傅立叶变换FFT计算接收的输出信号与参考信号之间的磁感应相位移MIPS数据。
进一步，所述所述磁感应相位移MIPS数据按照以下步骤进行计算：
获取MIPS测量信号，对MIPS测量信号进行小波分解，得到MIPS测量信号的时域信号和频率信号；
对时域信号和频率信号依次通过低通滤波和高通滤波处理得到MIPS信号；
对MIPS信号进行分析得到待检测部位的分析结果。
进一步，所述MIPS信号的分析是按照以下方式进行计算：
按照以下公式计算接收线圈中的电压的相位变化；
Figure BDA0003078509180000021
计算接收线圈中的总信号ΔV+V；
计算总信号与参考信号之间的角度
Figure BDA0003078509180000022
所述角度
Figure BDA0003078509180000023
为磁感应相位移；
其中，P为被测物的几何参数，ω为激励信号的角频率，σ为被测物体的电导率，B为主磁场，ΔB为二级磁场，V为主磁场的感应电压，ΔV为二级磁场的感应电压，μ0表示真空磁导率。
本发明还提供了基于磁感应相位移的生物组织血流模拟监测系统，包括信号源、激励线圈单元、接收线圈单元、数字化仪、上位机PC和血流模拟装置；
所述信号源输出两个频率和相位相同的正弦信号,
所述信号源设置有第一端口和第二端口，所述第一端口与激励线圈单元连接，用于生成激励信号，所述第二端口与数字化仪连接，用于生成参考信号；
所述血流模拟装置设置于激励线圈单元、接收线圈单元之间；
所述接收线圈单元与数字化仪连接，所述接收线圈单元用于采集由激励线圈单元发出的并经过血流模拟装置后在接收线圈单元中生成的输出信号，所述输出信号传输到数字化仪中；
所述参考信号和输出信号通过数字化仪传输到上位机中，所述上位机根据参考信号和输出信号进行分析处理得到血流模拟装置的血液实时状态。
进一步，所述血流模拟装置为脑部血流模拟装置，
所述脑部血流模拟装置包括硅胶管、模拟脑幻体、盛有生理盐水的容器、水泵；
所述硅胶管一端与模拟脑幻体连接，另一端通过水泵与容器连接，通过水泵将容器的生理盐水输送到模拟脑幻体中循环流动，用于模拟脑部血流状态。
进一步，所述激励线圈单元、接收线圈单元采用PCB螺旋线圈传感器，所述激励线圈单元和接收线圈单元构建成激励接收单元。
进一步，所述上位机PC机通过快速傅立叶变换FFT计算接收的输出信号与参考信号之间的磁感应相位移MIPS数据。
进一步，所述所述磁感应相位移MIPS数据按照以下步骤进行计算：
获取MIPS测量信号，对MIPS测量信号进行小波分解，得到MIPS测量信号的时域信号和频率信号；
对时域信号和频率信号依次通过低通滤波和高通滤波处理得到MIPS信号；
对MIPS信号进行分析得到待检测部位的分析结果。
本发明的有益效果在于：
本发明提供的基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统及模拟监测系统，利用磁感应相位移(MIPS)技术具有无创、安全、非接触、体积小、穿透性强的优点，在理论上可以通过磁感应相位移反映脑血流搏动的变化，本发明将动脉血流动力学理论与磁感应相移检测原理相结合，构建脑血流搏动实时测量装置，能够对脑血流搏动的变化进行持续有效的监测。
本发明的其他优点、目标和特征在某种程度上将在随后的说明书中进行阐述，并且在某种程度上，基于对下文的考察研究对本领域技术人员而言将是显而易见的，或者可以从本发明的实践中得到教导。本发明的目标和其他优点可以通过下面的说明书来实现和获得。
附图说明
为了使本发明的目的、技术方案和有益效果更加清楚，本发明提供如下附图进行说明：
图1为磁感应相移测量原理和等效电路图。
图2为物理模型图。
图3为数据处理与分析流程图。
图4为每个Vflow组的MIPS趋势MIPS信号图和拟合线的函数关系线图。
图5为MIPS的时域和频域信号的频谱图。
图6为各流量下MIPS信号的频谱分析结果图。
图7为每个流速下的滤波MIPS信号图。
图8为各流量下滤波后MIPS信号的频谱分析结果图。
具体实施方式
下面结合附图和具体实施例对本发明作进一步说明，以使本领域的技术人员可以更好的理解本发明并能予以实施，但所举实施例不作为对本发明的限定。
本实施例提供的基于磁感应相位移的脑血流实时监测系统，该系统具有测量参数自动设定、数据采集、实时滤波、动态波形显示等功能，针对高性能脑血流搏动变化进行实时监测，克服了现有脑血流检测技术存在的有创与无创、连续与间歇等矛盾，在磁感应相移技术与计算机编程技术相结合的基础实现脑血流实时监测，该装置的基本原理如下：
如图1所示，图1为磁感应相位移的原理图，(a)磁感应相位测量原理图；(b)等效电路图，如图1中的(a)所示，设空间内有一激励线圈，当激励线圈中施加某一频率的正弦波激励时，线圈将在其周围空间内产生交变主磁场，记为B。当空间内有生物组织时，组织的介电特性使其成为磁场内的电介质，这一主磁场会在组织内产生感应涡流，感应涡流激发感应二次级磁场，记为ΔB。
如图1中的(b)所示，图中M12表示激励线圈和接收线圈之间的直接感性耦合，即两个线圈的耦合系数；M13表示激励线圈和被测生物组织之间的感性耦合；M23表示接收线圈和被测生物组织之间的感性耦合；L1表示激励线圈的自电感；L2表示接收线圈的自电感；L3表示生物组织的等效电感；V1表示激励端电压；V2表示接收端的感应电压；R表示生物组织的等效电阻；C表示生物组织的等效电容；
根据Griffiths等人的推导，以被测物为参考平面，在激励线圈的对侧位置，次级磁场和主磁场之间存在如下比例关系：
Figure BDA0003078509180000051
其中，B为主磁场，ΔB为二级磁场，ω为激励信号的角频率，σ是组织电导率，ε0和εr分别表示为真空中的介电常数和生物组织的相对介电常数，P和Q是与被测物几何结构相关的常数，μ0表示真空中的磁导率，μr表示生物组织的相对磁导率，i表示虚部。
由于生物组织的相对磁导率μr近似为1，所以公式(1)中的Q(μr-1)可以忽略不计。由此可知，感应磁场的实部和被测物体的介电常数有关；而虚部与被测物体的电导率有关。生物组织的介电参数在低频范围内，Re(ΔB)＜＜Im(ΔB)。
因此，当被测物对侧有一接收线圈时，接收线圈会接收主磁场B和二级级磁场ΔB，分别产生感应电压V和ΔV，根据Griffiths和Jin等人的工作，接收线圈中的电压的相位变化与被测物存在如下关系。
Figure BDA0003078509180000052
因此，接收线圈中的总信号ΔV+V会使参考信号滞后一个角度
Figure BDA0003078509180000053
角度
Figure BDA0003078509180000054
就是磁感应相位移。由公式(2)可以看出，磁感应相位移信号与被测物的几何参数P、激励信号的角频率ω、被测物体的电导率σ都呈正相关关系。因此，当组织的电导率或几何结构发生变化时，磁感应相位移值会随之改变。
本实施例提供的基于磁感应相位移的脑血流实时监测系统，包括信号源、激励线圈单元、接收线圈单元、数字化仪、上位机PC；其中，信号源为AFG3252,Tektronix；数字化仪为PCI-5124,National Instruments；上位机PC为i7 2600k；
所述信号源作为激励源，输出两个频率和相位相同的正弦信号，所述正弦信号的频率f＝3.52MHz,θ＝0,所述信号源设置有两个端口，包括第一端口和第二端口，所述第一端口输出5v信号，并与激励线圈单元连接，所述激励线圈单元为激励线圈，所述第二端口输出1v信号，并与数字化仪连接，所述第二端口输出的信号作为参考信号，所述接收线圈单元与数字化仪连接，所述接收线圈单元用于采集由激励线圈单元发出的并经过脑组织后在接收线圈单元中生成的输出信号，所述输出信号传输到数字化仪中，所述激励线圈单元、接收线圈单元之间设置有待检测部位，所述参考信号和输出信号通过数字化仪传输到上位机中，所述上位机根据参考信号和输出信号进行分析处理得到待检测部位实时状态。
在本实施例中，所述激励线圈单元、接收线圈单元采用PCB螺旋线圈传感器，两个线圈组成激励接收单元。线圈参数为：匝数为15，内径DInner＝19mm，外径Douter＝25mm，线径L＝0.2mm,线间距d＝0.2mm。激励线圈连接到信号源AFG3252端口1，接收线圈连接到数字化仪PCI-5124端口1。数字化仪PCI-5124的参数设置如下：采样率频率为10MHz采样点为100,000，输入阻抗为50Ω，数字化仪PCI-5124采集端口1和端口2信号，并将采集的数据输出到上位机PC机。上位机PC机通过快速傅立叶变换(FFT)计算接收信号与参考信号之间的磁感应相位移MIPS数据。上位机PC获得的磁感应相位移MIPS数据初始采样间隔为0.013s。
如图2所示，建立了一个简化的MCA模型来模拟脑血流的脉动。实际上，大型血管的脉动更为明显。Elting等人还指出，基于无创微血管的脑自动调节(CA)估计和基于大血管的脑自动调节(CA)估计类似。MCA有左右两侧，分为5段(M1-M5)：M1水平段(分叉前段)，M1(分叉后段)，M2段又称脑岛段，M3段为岛盖段，M4段是皮层分支。由于M1水平段(分叉前段)血管平均直径约4mm，长约3cm，相对于其他分支，M1水平段较为粗大且呈水平状，而且最容易出现闭塞和血栓的两个主要分支皆发自M1水平段。当M1段后端出现闭塞或者栓塞的情况，都会影响M1段的血流速度。因此，若对M1段血管开展监测，测量其血流动力学的细微变化，就可以判断颅内供血情况，为药物和手术干预手段提供及时的提示和指导。
基于解剖结构，本系统采用与MCA大脑中动脉直径相似的硅胶管(内径DInner＝2.6mm,外直径Douter＝6mm，为模拟。首先将硅胶管从烧杯中抽出并通过进料泵(ZNB-XY1,KellyMed)；给油泵齿轮的总长度为L＝50mm，然后将管从下到上穿过脑幻体，用泡沫块固定在M1段位置。最后，它被从前额的中心引出，回到烧杯上。将硅胶管的一端扎紧，只留下几个针孔。烧杯中加入0.9％的生理盐水(σ＝1.54S/m)给水泵可以调节流量Vflow，假设进料泵在1小时内挤压N次。将脉动频率(压缩频率)表示为fp。1小时内的泵送体积为V，则：
N＝fp*3600 (3)
V＝π*(Dinner/2)2*L*N (4)
其中，vflow被调整来模拟不同的血供水平。音调范围被设置为[0,2000]ml/h,进步为200ml/h，共11组，顺序为a组依次编号为0ml/h，200ml/h，400ml/h，…，2000ml/h；首先，对测量系统进行预热上电后0.5小时。然后依次调整流量(在0ml/h组，只需手动控制给料泵工作，直到硅胶管充满生理盐水溶液，然后停止)。参数设置完成后，等待30s，待流速稳定后，开始测量5分钟。MIPS信号重新采样至0.1s间隔。
本实施例提供的数据处理由MATLAB R2015a(MathWorks Inc.)完成。首先，观察了MIPS信号与不同vflow关系的时域和频域。然后，利用小波变换和滤波器对模拟的脉动信号进行提取。
如图3所示，图3数据处理与分析流程图，具体过程如下：首先根据参数设定，得到预设采样率下的MIPS信号；对MIPS信号开展时域分析和频域分析，观察时域信号变化特性和频率信号的频率构成；根据频谱分析结果并结合生理基础(心脑搏动信号所在频率的大致范围)，依次使用小波分解、低通滤波和高通滤波对MIPS信号开展滤波；滤波后MIPS信号再次进行时域分析和频域分析，再次观察时域信号变化特性和频率信号的频率构成；根据频谱分析结果并结合生理基础分析出能反映脑血流的频域信号；图3中左侧的傅里叶变换是为了做频谱分析，为小波分解及其后续两个滤波器提供参数参考。
图4为各组MIPS结果。图4中的4a为5分钟内MIPS信号。各组MIPS基线(平均值)不同，伴有不同程度的基线漂移和杂波干扰。图4中的4b为每次vflow组5分钟内MIPS数据的方框图。因此，MIPS随着vflow的增加近似呈线性上升趋势，MIPS基线值与流量之间的关系可以通过线性拟合得到MIPS＝1.71e-3vflow+110.71987。结果具有统计学意义(P＜0.05,R2＝0.937)。由于硅胶管的端部系紧，在不同的情况下，硅胶管内液体的压力在不同的vflow下是不同的。这导致硅胶管不同程度的变形。流速越快，变形越大。由式(2)可知，MIPS与几何参数P相关。这一趋势与理论推断是一致的。另一方面，线性误差可能是由系统误差引起。在该模型中，vflow与液体压力的关系不是完全线性的。这些齿轮的周期性旋转与通过注射泵向管道的轴向直接施加外力是有区别的。此外，随着vflow增加，每组都有一个非常小的脉动信号。这个脉动信号是由硅胶管的有节奏的脉动引起的。进料泵通过转动多个齿轮周期性地将管内的液体挤出。这种周期性的旋转在vflow中产生非常微弱的脉动。因此，硅胶管也发生了脉动变形。
图5为MIPS的时域和频域信号。(5a)vflow＝1000ml/h时，30-40s内的MIPS图(5b)1000ml/h组的频谱图，(5c)0ml/h组的频谱图；5a随机选取短时间内1000ml/h组的MIPS时域信号。显然，在MIPS信号中存在一个脉动分量。5b和5c绘出了1000ml/h组和0ml/h组的MIPS谱图。在图5b中，在1Hz处有一个明显的信号，说明此时硅胶管内的vflow脉动频率是1Hz，相比之下在0ml/h组(给药泵不工作)，频谱图中无明显的频率成分。当fp＝1Hz时，由式(3)(4)可知V≈956ml。考虑到ZNB-XY1的精度为±10％，可以得出结论，这个结果是正确的。这说明MIPS信号含有脉动分量。因此，可以对信号进行FFT变换，观察该脉动的频率分量，滤除干扰。
如图6所示，其中6a,6b为各流速下MIPS频谱分析结果。随着流速的加快，每组都有一个来自0.2Hz-2Hz的信号分量，步进为0.2Hz，每组满足的比例vflow/fp＝1000,结果表明，MIPS方法可以有效地检测到脉动分量，并得到脉动速度变化。
图7中的7a,7b显示了过滤后的MIPS信号，时间轴截取了总5分钟数据30-40s内的结果。结果表明，硅胶管中的盐水溶液以正弦节律跳动。流速越快，滤波后的MIPS信号频率越高。图8中的8a,8b为滤波后的MIPS信号频谱分析结果。图7和图8进一步说明过滤后的MIPS能够准确反映脉动变化。
缺血性脑卒中病变后，脑血流博动的变化引起血管电导率和几何形状改变，从而引起MIPS变化，在此基础上，本实施例建立了一种基于磁感应相位移的脑血流搏动变化的无创、非接触、实时监测装置，以破除影像学设备检测时间分辨率低、颅内压监测有创性等矛盾，为临床缺血性中风后及时发现并干预缺血性脑卒中病变，提高缺血性中风患者的预后结果，提供一种新的解决方案。
人体脑部成分和结构极其复杂，影响电导率改变的因素太多，主要的影响因素是大脑内部血管分布众多，脑实质以及头骨太厚，以及颅内压的变化都会导致检测的精度受到影响，本实施例提供的物理模型为单一脉动频率，通过计算机自动寻找具有理想性能的检测频率，并加载实时性较好的滤波单元，很大程度改善了上述问题，为磁感应相位移技术连续监控脑血流博动提供了有力的技术支撑。
以上所述实施例仅是为充分说明本发明而所举的较佳的实施例，本发明的保护范围不限于此。本技术领域的技术人员在本发明基础上所作的等同替代或变换，均在本发明的保护范围之内。本发明的保护范围以权利要求书为准。

Claims (10)

1.基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统，其特征在于：包括信号源、激励线圈单元、接收线圈单元、数字化仪、上位机PC；
所述信号源输出两个频率和相位相同的正弦信号,
所述信号源设置有第一端口和第二端口，所述第一端口与激励线圈单元连接，用于生成激励信号，所述第二端口与数字化仪连接，用于生成参考信号；
所述激励线圈单元、接收线圈单元之间设置于待检测生物组织部位；
所述接收线圈单元与数字化仪连接，所述接收线圈单元用于采集由激励线圈单元发出的并经过待检测生物组织部位后在接收线圈单元中生成的输出信号，所述输出信号传输到数字化仪中；
所述参考信号和输出信号通过数字化仪传输到上位机中，所述上位机根据参考信号和输出信号进行分析处理得到待检测生物组织部位的血液实时状态。
2.如权利要求1所述的基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统，其特征在于：所述激励线圈单元、接收线圈单元采用PCB螺旋线圈传感器，所述激励线圈单元和接收线圈单元构建成激励接收单元。
3.如权利要求1所述的基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统，其特征在于：所述上位机PC机通过快速傅立叶变换FFT计算接收的输出信号与参考信号之间的磁感应相位移MIPS数据。
4.如权利要求3所述的基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统，其特征在于：所述所述磁感应相位移MIPS数据按照以下步骤进行计算：
获取MIPS测量信号，对MIPS测量信号进行小波分解，得到MIPS测量信号的时域信号和频率信号；
对时域信号和频率信号依次通过低通滤波和高通滤波处理得到MIPS信号；
对MIPS信号进行分析得到待检测部位的分析结果。
5.如权利要求4所述的基于磁感应相位移的生物组织血流实时监测系统，其特征在于：所述MIPS信号的分析是按照以下方式进行计算：
按照以下公式计算接收线圈中的电压的相位变化；
Figure FDA0003078509170000011
计算接收线圈中的总信号ΔV+V；
计算总信号与参考信号之间的角度
Figure FDA0003078509170000021
所述角度
Figure FDA0003078509170000022
为磁感应相位移；
其中，P为被测物的几何参数，ω为激励信号的角频率，σ为被测物体的电导率，B为主磁场，ΔB为二级磁场，V为主磁场的感应电压，ΔV为二级磁场的感应电压，μ0表示真空磁导率。
6.基于磁感应相位移的生物组织血流模拟监测系统，其特征在于：包括信号源、激励线圈单元、接收线圈单元、数字化仪、上位机PC和血流模拟装置；
所述信号源输出两个频率和相位相同的正弦信号,
所述信号源设置有第一端口和第二端口，所述第一端口与激励线圈单元连接，用于生成激励信号，所述第二端口与数字化仪连接，用于生成参考信号；
所述血流模拟装置设置于激励线圈单元、接收线圈单元之间；
所述接收线圈单元与数字化仪连接，所述接收线圈单元用于采集由激励线圈单元发出的并经过血流模拟装置后在接收线圈单元中生成的输出信号，所述输出信号传输到数字化仪中；
所述参考信号和输出信号通过数字化仪传输到上位机中，所述上位机根据参考信号和输出信号进行分析处理得到血流模拟装置的血液实时状态。
7.如权利要求6所述的基于磁感应相位移的生物组织血流模拟监测系统，其特征在于：所述血流模拟装置为脑部血流模拟装置；所述脑部血流模拟装置包括硅胶管、模拟脑幻体、盛有生理盐水的容器和水泵；
所述硅胶管一端与模拟脑幻体连接，另一端通过水泵与容器连接，通过水泵将容器的生理盐水输送到模拟脑幻体中循环流动，用于模拟脑部血流状态。
8.如权利要求6所述的基于磁感应相位移的生物组织血流模拟监测系统，其特征在于：所述激励线圈单元、接收线圈单元采用PCB螺旋线圈传感器，所述激励线圈单元和接收线圈单元构建成激励接收单元。
9.如权利要求6所述的基于磁感应相位移的生物组织血流模拟监测系统，其特征在于：所述上位机PC机通过快速傅立叶变换FFT计算接收的输出信号与参考信号之间的磁感应相位移MIPS数据。
10.如权利要求6所述的基于磁感应相位移的生物组织血流模拟监测系统，其特征在于：所述所述磁感应相位移MIPS数据按照以下步骤进行计算：
获取MIPS测量信号，对MIPS测量信号进行小波分解，得到MIPS测量信号的时域信号和频率信号；
对时域信号和频率信号依次通过低通滤波和高通滤波处理得到MIPS信号；
对MIPS信号进行分析得到待检测部位的分析结果。
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