專利名稱：用于測量血流和血容量的系統(tǒng)、方法和設備的制作方法
技術(shù)領域：
本發(fā)明涉及對對象的身體的電信號的測量，更特定地涉及對對象的 身體的電信號的測量以確定血容量或血容量率，例如每搏輸出量、心輸 出量、腦腔內(nèi)血容量等。
背景技術(shù)：
心臟疾病是現(xiàn)代世界的主要的致病和致死原因。
一般地，心臟疾病
可能由如下原因?qū)е?i)自主神經(jīng)系統(tǒng)缺陷，其中來自中樞神經(jīng)系統(tǒng) 的控制心臟肌肉的脈沖不能提供正常的心率和/或(ii)心臟肌肉自身的 強度不足，其中即使患者具有正常的心率，其收縮力也是不足的。無論 如何，由患病的心臟供給的血量或供給率是不正常的，且已認識到的 是，對患者的循環(huán)狀態(tài)的估計是特別重要的。
最簡單的測量，例如心率和血壓可能對于許多患者是足夠的，但如 果存在心血管異常，則需要更詳細的測量。
心輸出量(CO)是在典型地為一分鐘的時間間隔期間由心臟泵送 的血容量。心輸出量是心率(HR)和每次心搏泵送的血量，也已知為每 搏輸出量(SV)的乘積。例如，對于大多數(shù)成年人，每搏輸出量在靜止 立姿時平均在60和80ml血之間。因此，每分鐘80次靜止心率時，靜 止心輸出量在4.8和6.4升/分之間變化。
通常的臨床問題是低血壓(血壓低)；這可能因為心輸出量低和/ 或因為低的系統(tǒng)性脈管阻力而發(fā)生。此問題可能在大范圍的患者中發(fā) 生，特別是那些在重癥監(jiān)護或術(shù)后高依賴性單元中的患者。在這些高風 險患者中，典型地建立了更詳細的監(jiān)測，包括經(jīng)過中央靜脈導管的中央 靜脈壓的測量和經(jīng)過外周動脈導管的動脈血壓的連續(xù)顯示。
除以上的測量外，心輸出量的測量極其重要。例如，當與動脈壓測 量結(jié)合時，心輸出量可以用于計算系統(tǒng)性脈管阻力。心輸出量的測量對 于建立患者的最初心血管狀態(tài)和對于監(jiān)測對多種治療干涉的響應是有 用的，治療干涉例如有輸血、影響肌肉收縮的藥物的灌輸、脈管活性的 藥物的灌輸(以增加或降低系統(tǒng)性脈管阻力)或藥理學地或通過調(diào)節(jié)起 搏率來改變心率。
目前已知了數(shù)個測量心輸出量的方法。 一個這樣的方法已知為Fick 方法，該方法由Adolf Fick在1870年描迷。此方法基于觀察到血液在通 過肺時所獲得的氧量等于在呼吸期間由肺吸入的氧量，在Fick的方法 中，測量了在呼吸期間由身體吸入的氧量和靜脈血和動脈血之間的氧濃 度的差異，且使用這些測量值來計算泵送通過肺的血量，該通過肺的血 量等于心輸出量。更特定地，在Fick的方法中，心輸出量等于氧消耗和 動靜脈氧含量差之間的比值。
氧消耗典型地在口處非介入地測量，而血濃度從混合的靜脈和外周 動脈血圖中測量。氧消耗通過測量在 一定時間期間內(nèi)呼出氣容量和呼出 氣和吸入氣之間的氧濃度差異導出。
Fick的方法具有許多缺點。首先，因為繞面罩或口件的泄漏，精確 的收集氣體是困難的，除非患者具有氣管內(nèi)的管。第二，對于富含氧的 空氣的氣體的分析(如果吸入氣是空氣，其是簡單的)是有問題的。第 三，動靜脈氧含量差提出了進一步的問題，問題在于必須測量混合靜脈 (即肺動脈)氧含量，且因此需要肺動脈導管用于獲得樣本，這可能導 致患者的并發(fā)癥。
Fick方法的原理也可以以C02代替氧氣來應用，即通過測量C02 消除，這可能比氧消耗更容易地確定。以Fick方法的此變化，心輸出量 與co2消除的改變除以由短暫的再呼吸期間導致的潮氣末C02的變化成 比例。這些改變由傳感器完成和測量，傳感器周期地添加再呼吸容量到 呼吸回路中。雖然此方法改進了進行精確的氣體測量的能力，但它仍受 到以上限制中的大多數(shù)的影響，特別是涉及繞面罩的泄漏的限制。
另一個方法為通過提供了對多種心臟結(jié)構(gòu)和功能異常的診斷和監(jiān) 測的經(jīng)食道超聲心動圖(TOE) 。 TOE用于通過記錄從血紅細胞反射的 超聲波的多普勒偏移測量血流速度來導出心輸出量。對于在特定的位置 (例如左心室流出管)處的血流獲得了時間速度積分，其為瞬時血流速 度在 一個心動周期期間的積分。時間速度積分乘以截面積和心率以得到 心輸出量。除非常不精確外，此方法具有如下的缺點(i)系統(tǒng)可能僅 由專業(yè)操作者來操作；(ii)因為系統(tǒng)探頭的尺寸，需要重度鎮(zhèn)靜或麻 醉；(iii)系統(tǒng)是昂貴的；和(iv)探頭不能構(gòu)造為在無專業(yè)操作者在 場時提供連續(xù)心輸出量讀數(shù)。
美國專利No 6,485,431披露了相對的簡單的方法，其中由壓力袖帶 或壓力計測量的動脈壓用于計算平均動脈壓和心臟舒張期中的動脈系 統(tǒng)的時間常數(shù)。動脈系統(tǒng)的柔量然后從表格中確定且用于計算心輸出 量，心輸出量計算為平均動脈壓和柔量的乘積除以時間常數(shù)。然而，此 方法是非常不精確的且其僅能提供粗略的心輸出量估計。
另外的測量心輸出量的方法稱為熱稀釋法。此方法基于這樣的原 理，即心輸出量可以從在不同溫度下鹽水團從血液中的稀釋估計。熱稀 釋法涉及將細導管插入到靜脈內(nèi)，通過心臟且到肺動脈內(nèi)。安裝在導管
尖端上的熱敏電阻感測了肺動脈內(nèi)的溫度。將鹽水團(大約5 ml的體 積)迅速地通過導管內(nèi)的位于心臟的右心房內(nèi)或附近的開口注入。鹽水 與血液在心臟內(nèi)混合且臨時地降低右心房內(nèi)的溫度。同時測量兩個溫 度由導管上的熱敏電阻傳感器測量了血液溫度且通過鉑溫度傳感器典 型地測量了注入的鹽水的溫度。心輸出量與溫度下降曲線下方的面積相 反地相關(guān)。
將導管放置到肺動脈內(nèi)是昂貴的且具有相關(guān)的風險，包括死亡； 感染；出血；心律失常；頸動脈、胸導管、腔靜脈、呼吸管、右心房、 右心室、二尖瓣和三尖瓣和肺動脈損傷。很少的證據(jù)表明了放置肺動脈
已知為胸的電生物阻抗的非介入方法首先l美國專利No 3,340,867 中披露且最近開始吸引醫(yī)療界和工業(yè)界的關(guān)注[美國專利No 3,340,867, 4,450,527， 4,852，580, 4,870,578, 4,953,556， 5,178,154， 5,309,917， 5,316,004, 5，505,209, 5,529,072, 5,503,157， 5,469,859, 5,423,326， 5,685,316， 6,485,431， 6,496,732和6,511，438;美國專利申 請No 20020193689]。胸的電生物阻抗方法的優(yōu)點是提供了連續(xù)的心輸 出量測量而對患者無風險。
典型的生物阻抗系統(tǒng)包括在頸基部處連接到對象且圍繞下胸部的 圓周在劍突的高度處的圓周帶電極的四端陣列。當恒定幅值的交流電流 過上頸部和下胸部帶電極時，與胸的電阻抗成比例(或與導納成反比 例)的電壓在內(nèi)部頸部和胸的帶電極之間測量到。臨時地與每搏輸出量 協(xié)調(diào)的心同步阻抗改變的部分單獨地且唯一地歸因于在心動周期的膨 脹和收縮期間主動脈的容量改變。
現(xiàn)有的生物阻抗系統(tǒng)的主要缺點是在這樣的系統(tǒng)中利用的生物阻 抗檢測器要求數(shù)個連續(xù)的放大器電路級。每個放大器電路不希望地將來
自在身體部分內(nèi)檢測到的信號的輸入噪聲放大，因此必需增加測量電流
的幅值以維持合理的信噪比。多放大器電路要求了印刷電路板上的大面 積且利用了多個電路部件，因此增加了系統(tǒng)的成本和功耗。多放大器系 統(tǒng)的復雜性降低了系統(tǒng)的可靠性且增加了所要求維護的頻度。
生物阻抗系統(tǒng)的典型的印刷電路板包括一個或多個帶通濾波器、半 波整流電路和一個或多個低通濾波器。本領域技術(shù)人員將認識到，噪聲 水平與帶通濾波器的帶寬成比例。因為目前可獲得的帶通濾波器典型的
特征是大約5%的頻率比，所以噪聲的相當部分通過帶通濾波器，因此 被合并到半波整流電路內(nèi)。此問題因在胸腔內(nèi)阻抗的典型改變大約為 0.1 %的事實被惡化，因此導致對于這樣的系統(tǒng)的相當?shù)偷男旁氡取?br> 在生物阻抗測量中認識到的問題是在心血管生物阻抗信號和呼吸 生物阻抗信號之間的分離和區(qū)分的困難，其中呼吸生物阻抗信號典型地 遠大于前者。用于增加生物阻抗測量的效率的優(yōu)化方法在美國專利No 4,870,578中披露。在此方法中，由呼吸導致的電阻改變被與心臟電活動 同步的鉗位電路抑制。鉗位電路被定時為在開始機械收縮期前的時間鉗 位測量裝備內(nèi)的電壓到基準參考電壓。在心臟的機械收縮期期間，電壓 鉗位被釋放，使得在機械收縮期期間由心臟泵送動作所導致的生物阻抗 改變被測量。此方法雖然提供了一定程度的對測量效率的改進，但仍受 到相當?shù)偷男旁氡鹊挠绊憽?br> 另外，現(xiàn)有技術(shù)受到AM噪聲大體上高的水平的限制，這顯著地降 低了提供精確測量的能力。
因此存在廣泛認可的需求和高度有利具有用于測量血流的無上述 限制的系統(tǒng)、方法和設備。

發(fā)明內(nèi)容
根據(jù)本發(fā)明的一個方面，提供了使用傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信號和 從器官接收到的輸入射頻信號計算對象的器官內(nèi)的血流的方法，方法包 括確定輸入射頻信號相對于輸出射頻信號的相移且使用相移計算器官 內(nèi)的血流。
根據(jù)以下描述的本發(fā)明的優(yōu)選實施例的進一步的特征，使用相移計 算血流包括使用相移和血流之間的線性關(guān)系。
根據(jù)本發(fā)明的另 一個方面，提供了從傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信號和 從器官接收的輸入射頻信號計算對象的器官內(nèi)的血流的設備，、沒備包括
用于確定輸入射頻信號相對于輸出射頻信號的相移的信號處理單元和 用于使用相移計算器官內(nèi)的血流的血流計算器。
根據(jù)以下描述的本發(fā)明的優(yōu)選實施例的進一步的特征，血流計算器 可操作以使用相移和血流之間的線性關(guān)系計算血流。
根據(jù)本明的再另 一 個方面，提供了用于測量對象的器官內(nèi)的血流的
系統(tǒng)，系統(tǒng)包括用于生成輸出射頻信號的射頻發(fā)生器；多個設計為可 連接到對象皮膚的電極，電極用于將輸出射頻信號傳輸?shù)狡鞴俸透袦y器 官的輸入射頻信號；和用于確定輸入射頻信號相對于輸出射頻信號的相 移的信號處理單元，相移代表了器官內(nèi)的血流。
根據(jù)以下描述的本發(fā)明的優(yōu)選實施例中的進一步的特征，信號處理 單元包括設計且構(gòu)造為降低或消除輸入射頻信號的幅值調(diào)制的包絡消 除單元，以提供大體上恒定包絡的輸入射頻信號。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，信號處理單元包 括與射頻發(fā)生器和多個電極的至少部分電通信的混合器，混合器設計 且構(gòu)造為將輸出射頻信號與輸入射頻信號混合，以提供代表了血流的混 合的射頻信號；和用于濾除混合的射頻信號的部分的電子電路，以大體 上增加混合的射頻信號的剩余部分的信噪比。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，系統(tǒng)進一步包括用
于使用混合的射頻信號的剩余部分計算至少一個量的數(shù)據(jù)處理器，該至 少一個量從包括每搏輸出量、心輸出量、腦腔內(nèi)血流和動脈血液流量的
組中選擇。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，系統(tǒng)進一步包括與 數(shù)據(jù)處理器通信的且可運行以控制對象的心率的起搏器，其中數(shù)據(jù)處理 器被編程為根據(jù)該至少一個量的值對起搏器進行電子控制。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，系統(tǒng)進一步包括與 數(shù)據(jù)處理器通信的且可運行以向?qū)ο蠼o藥藥物的藥物給藥裝置，其中數(shù) 據(jù)處理器被編程為根據(jù)該至少一個量的值對藥物給藥裝置進行電子控 制。
根據(jù)所描迷的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，系統(tǒng)進一步包括與 數(shù)據(jù)處理器通信的且可運行以增加心輸出量的心臟輔助裝置。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，心臟輔助裝置包括 設計且構(gòu)造為限制心臟組織的部分的膨脹的強化構(gòu)件，以因此增加心輸 出量。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極的至少部 分設計且構(gòu)造為具有對通過電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的靈敏度 而與電極在對象上的定向無關(guān)。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極的至少部 分包括接附材料。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進 一 步的特征，系統(tǒng)進 一 步包括與 多個電極的至少部分電通信的檢測器，以用于檢測對象的第一位置和第 二位置之間的電壓且用于響應于電壓生成輸入射頻信號，其中輸入射頻 信號代表了器官的阻抗和/或血液動力學電抗。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，系統(tǒng)進一步包括至 少一個用于感測電壓的傳感器，該至少一個傳感器設計且構(gòu)造為生成其 幅值是器官內(nèi)、來自器官或到器官的血流的函數(shù)的信號。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，電子電路包括用于 進行至少 一個時間微分的微分器，以提供器官的阻抗和/或血液動力學電 抗的各導數(shù)。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，微分器從包括數(shù)字 微分器和模擬微分器的組中選擇。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，系統(tǒng)進一 步包括用 于顯示血流的顯示裝置。
根據(jù)本發(fā)明的再另 一 個方面，提供了測量對象器官內(nèi)的血流的方
法，方法包括生成輸出射頻信號；將輸出射頻信號傳輸?shù)狡鞴偾腋袦y 器官的輸入射頻信號；和確定輸入射頻信號相對于輸出射頻信號的相移 且使用相移來計算器官內(nèi)的血流。
根據(jù)以下描述的本發(fā)明的優(yōu)選實施例中的進 一 步的特征，使用相移 計算血流包括使用相移和血流之間的線性關(guān)系。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括降 低或消除輸入射頻信號的幅值調(diào)制，以提供大體上恒定包絡的輸入射頻 信號。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進 一 步的特征，降低或消除幅值調(diào) 制包括維持大體上恒定包絡的輸入射頻信號的相位調(diào)制。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括將
輸出射頻信號與輸入射頻信號混合，以提供代表了血流的混合的射頻信 號，且濾除混合的射頻信號的部分以大體上增加混合的射頻信號的剩余 部分的信噪比。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，混合包括提供射頻 和與射頻差。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，通過設計且構(gòu)造為 濾除射頻和的低通濾波器來濾除混合的射頻信號的部分。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括對 混合的射頻信號的剩余部分的模擬放大。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括對 混合的射頻信號的剩余部分的數(shù)字化。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括使 用混合的射頻信號的剩余部分計算至少一個量，該至少一個量從包括每 搏輸出量、心輸出量、腦腔內(nèi)血容量和動脈血液流量的組中選擇。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，動脈血液流量從包
括如下項的組中選擇外頸動脈血液流量、內(nèi)頸動脈血液流量、尺動脈 血液流量、橈動脈血液流量、臂動脈血液流量、髂總動脈血液流量、髂 外動脈血液流量、后脛動脈血液流量、前脛動脈血液流量、腓動脈血液 流量、足底外側(cè)動脈血液流量、足底內(nèi)側(cè)動脈血液流量和足底深動脈血 液流量。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括根 據(jù)該至少一個量的值控制對象的心率。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，通過起搏器控制對 象的心率。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，方法進一 步包括使 用該至少一個量的值來選擇藥物的量和類型且將該量和類型的藥物向 對象給藥。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括提 供到對象心臟的部分的外科入路位置且在大的時間量上維持心臟的該 部分的心臟膨脹的降低，以增加心輸出量。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，通過將多個電極連 接到對象的皮膚將輸出射頻信號傳輸?shù)狡鞴偾腋袦y器官的輸入射頻信 號
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，多個電極的數(shù)量選 擇為將輸入射頻信號與從包括姿勢改變影響、呼吸影響和運動影響的組 中所選擇的至少一個影響大體上分離。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極包括兩個 電極。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極包括三個 電極。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極包括四個 電極。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極連接為具 有對通過電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的靈敏度而與電極在對象上 的定向無關(guān)。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，多個電極的至少部 分包括設計且構(gòu)造為纏繞對象的外部器官的至少部分的至少一個延長 的傳導材料，以具有對通過電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的靈敏度而 與電極在外部器官上的定向無關(guān)。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，外部器官從包括 胸、臀、股、頸、頭、臂、前臂、腹、臀肌、腿和足的組中選擇。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進 一 步的特征，方法進 一 步包括檢 測對象的第 一位置和第二位置之間的電壓且響應于電壓生成輸入射頻 信號，其中輸入射頻信號代表了器官的阻抗和/或血液動力學電抗。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括進 行至少 一 個時間微分，以提供器官的阻抗和/或血液動力學電抗的各導 數(shù)。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，導數(shù)從包括一階導 數(shù)和二階導數(shù)的組中選擇。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，時間微分的進行通 過從包括數(shù)字微分和模擬微分的組中選擇的過程來實現(xiàn)。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，方法進一步包括使 用顯示裝置顯示血流。 -
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，顯示裝置能顯示作為時間函數(shù)的血 流。
根據(jù)本發(fā)明的另外的方面，提供了用于從傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信 號和從器官接收到的輸入射頻信號確定對象的器官內(nèi)的血流的設備，設
備包括具有設計且構(gòu)造為降低或消除輸入射頻信號的幅值調(diào)制的包絡 消除單元的電子電路，以因此提供大體上恒定包絡的輸入射頻信號；和 用于使用大體上恒定包絡的輸入射頻信號確定器官內(nèi)的血流的信號處 理單元。
根據(jù)在以下描迷的本發(fā)明的優(yōu)選實施例中的進一步的特征，信號處 理單元設計且構(gòu)造為確定輸入射頻信號相對于大體上恒定包絡的輸出 射頻信號的相移，相移代表了器官內(nèi)的血流。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，包絡消除單元設計 且構(gòu)造為維持輸入射頻信號的相位調(diào)制。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，包絡消除單元包括 限幅放大器。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，設備進一步包括用 于將輸出射頻信號與大體上恒定包絡的輸入射頻信號混合的混合器，以 因此提供混合的射頻信號。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一 步的特征，電子電路設計且構(gòu) 造為濾除混合的射頻信號的部分，以大體上增加混合的射頻信號的剩余 部分的信噪比。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，混合器可運行以提 供射頻和與射頻差。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，電子電路包括用于 濾除射頻和的低通濾波器。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，電子電路包括用于 放大混合的射頻信號的剩余部分的模擬放大電路。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，電子電路包括用于 將混合的射頻信號的剩余部分數(shù)字化的數(shù)字轉(zhuǎn)換器。根據(jù)所描述的優(yōu)選 實施例中的再進一步的特征，電子電路設計且構(gòu)造為最小化輸入射頻信 號對多個電極和對象的器官之間的阻抗差的靈敏度。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，電子電路包括至少 一個特征為阻抗大體上大于多個電極和對象的器官之間的阻抗差的差
動放大器。
根據(jù)所描述的優(yōu)選實施例中的再進一步的特征，信噪比增加至少10 dB，更優(yōu)選地增加至少20dB,最優(yōu)選地增加至少30dB。
本發(fā)明通過提供了用于測量和/或計算血流的遠超過現(xiàn)有技術(shù)的系 統(tǒng)、方法和設備成功地解決了目前已知構(gòu)造的缺點。
除非另外地限定，所有在此使用的技術(shù)和科學術(shù)語具有與本發(fā)明所 隸屬的領域的一般技術(shù)人員通常理解的含義相同的含義。雖然類似于或 等價于在此描述的這些方法和材料的方法和材料可以使用在本發(fā)明的 實施或測試中，但合適的方法和材料在如下描述。在沖突的情況中，專 利說明書包括限定將起作用。另外，材料、方法和例子僅是示例性的而 非意圖為限制性的。
本發(fā)明的方法和系統(tǒng)的實施涉及執(zhí)行或完成手動或自動或手動和 自動組合地選中的任務或步驟。此外，根據(jù)本發(fā)明的方法和系統(tǒng)的優(yōu)選 實施例的實際儀器和裝備，數(shù)個選中的步驟可以通過硬件、或通過在任 何固件的搡作系統(tǒng)上的軟件、或通過它們的組合實施。例如，作為硬件， 本發(fā)明的選中的步驟可以作為芯片或電路實施。作為軟件，本發(fā)明的選 中的步驟將作為被使用了任何合適的操作系統(tǒng)的計算機執(zhí)行的多個軟 件指令實施。在任何情況中，本發(fā)明的方法和系統(tǒng)的選中的步驟將描述 為由例如用于執(zhí)行多個指令的計算平臺的數(shù)據(jù)處理器執(zhí)行。


本發(fā)明在此僅通過例子參考附圖描述?，F(xiàn)在特別地詳細參考附圖， 強調(diào)的是，所示出的細節(jié)僅通過例子示出且僅用于對本發(fā)明的優(yōu)選實施 例的示例性論述的目的，且為了提供被認為是最有用和最容易理解的描 述本發(fā)明的原理和構(gòu)思方面而提出。在此方面，不意圖于比對本發(fā)明的 基本理解所需要的更詳細地示出本發(fā)明的結(jié)構(gòu)細節(jié)，結(jié)合附圖的描述使 得本領域技術(shù)人員明白本發(fā)明的數(shù)個形式如何在實踐中實施。
各圖為
圖1是根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)教示的常規(guī)生物阻抗系統(tǒng)的示意性圖示；
圖2是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的用于測量對象器官內(nèi)的血流的系
統(tǒng)的示意性圖示；
圖3是用于濾除信號的部分使得信號的剩余部分以大體上增加的信 噪比為特征的電子電路的示意性圖示；
圖4a至圖4h是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的電極(c、 d、 g和h)和 電極所接附到的各位置(a、 b、 e和f)的示意性圖示；
圖4i至圖4L是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的電極粘貼劑的示意性圖
示；
圖5是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的用于確定對象器官內(nèi)的血流的設
備的示意性圖示；
圖6是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的用于計算血流的設備的示意性圖
示；
圖7是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的計算血流的方法的流程圖； 圖8是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的測量在對象器官內(nèi)血流的方法的 流程圖9a是用于使用三個電極測量血流的印刷電路板的方框圖9b是用于使用兩個電極測量血流的印刷電路板的方框圖9c是用于使用四個電極測量血流的印刷電路板的方框圖9d是用于放大射頻信號的模擬放大電路的方框圖10a至圖10b示出了血液動力學電抗改變及其測量的導數(shù)的監(jiān)測
結(jié)果，結(jié)果使用帶有根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例構(gòu)建的三個電極的原型系
統(tǒng)獲得，用于確定每搏輸出量和心輸出量的目的；
圖10c示出了使用常規(guī)(現(xiàn)有技術(shù))系統(tǒng)獲得的ECG信號、生物
阻抗改變、其一階導數(shù)和二階導數(shù)的監(jiān)測結(jié)果；
圖lla至圖llb示出了使用為測量腦腔內(nèi)血容量改變和流量的目的 而構(gòu)建的帶有兩個電極的原型系統(tǒng)所獲得的血液動力學電抗改變及其 測量的導數(shù)的監(jiān)測結(jié)果；
圖12a示出了使用根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的用于確定每搏輸出量 和心輸出量的目的而構(gòu)建的帶有四個電極的原型系統(tǒng)所獲得的血液動 力學電抗改變及其測量的導數(shù)的監(jiān)測結(jié)果；
的數(shù)據(jù)，血液波前(左和右)和包括2二階導數(shù)和二階導數(shù)的co信;
之間的比l交；和
圖13示出了使用為測量腦腔內(nèi)血容量改變和流量的目的帶有四個 電極的原型系統(tǒng)所獲得的血液動力學電抗改變及其測量的導數(shù)的監(jiān)測 結(jié)果。
具體實施例方式
本發(fā)明是用于測量對象的器官內(nèi)的血流的系統(tǒng)、方法和設備，它可 以用于確定許多與血流相關(guān)的參數(shù)，以用于醫(yī)療診斷和/或治療的目的。 特別地，本發(fā)明可以用于確定每搏輸出量、心輸出量、腦腔內(nèi)血容量和 身體的例如但不限制于胸、臀、股、頸、頭、臂、前臂、腹、臀肌、腿 和足內(nèi)的動脈的其他動脈內(nèi)的血流。
為更好地理解本發(fā)明的目的，如在附圖的圖2至圖9b中圖示，首 先參考用于確定血流的常規(guī)(即現(xiàn)有技術(shù))系統(tǒng)的構(gòu)造和運行，如在圖 1中圖示。
在詳細解釋本發(fā)明的至少一個實施例前，需要理解的是，本發(fā)明在 其應用中不限制于在如下描述中闡述或在附圖中圖示的部件的結(jié)構(gòu)和 布置細節(jié)。本發(fā)明可以具有其他實施例或以多種方式實施或獲得。也需 要理解的是，本文中使用的措辭和術(shù)語用于描述的目的且不應認為是限 制性的。
現(xiàn)在參考附圖，圖1圖示了一般地在此稱為系統(tǒng)IO的常規(guī)系統(tǒng)， 系統(tǒng)10包括射頻發(fā)生器12以響應于周期性控制輸入信號生成周期性高 頻電流輸出。系統(tǒng)IO進一步包括輸出點電極14以承載從射頻發(fā)生器12 輸出的電流。電極14連接到在心臟上方和下方的人體13的位置。在圖 1中示出了連接到兩對位置的兩個輸出點電極，即第一對A和第二對 D,因此形成了電極的四端陣列。由射頻發(fā)生器12生成的電流在位置對 A和D之間流動且因為身體13的阻抗導致了在段A-D上的電壓降。
系統(tǒng)IO進一步包括電生物阻抗檢測器15和四個附加電極以用于檢 測標識為B和C的兩個附加位置對之間的電壓信號，兩個附加位置對分 別在對A和D附近，且類似于電極14形成了電極的四端陣列。生物阻 抗檢測器15通過兩個輸入點電極17連接到身體13。檢測器15響應于 由電極17接收到的電壓信號生成代表了段B-C的阻抗的輸出信號。
電壓信號與周期性電流的幅值成比例且也與在對A和D(或?qū)和 C)之間的組織的電生物阻抗成比例。
射頻發(fā)生器典型地生成幅值為數(shù)個毫安培均方根且頻率為數(shù)十個 千赫的高頻電流。
電壓信號的幅值通過身體段內(nèi)電導率的改變而被調(diào)制。在胸腔內(nèi)， 這樣的改變的原因是胸腔內(nèi)的血容量的改變和在主要動脈內(nèi)紅血球作
為血流速度的函數(shù)的定向。電壓信號調(diào)制包絡是由姿態(tài)、呼吸、心動周 期、運動偽影和電噪聲的改變所導致的電導率改變的疊加和。
因此通過測量阻抗改變AZ和由此計算血流來確定血流。系統(tǒng)10 和類似現(xiàn)有技術(shù)系統(tǒng)的測量血流的能力取決于數(shù)個假定，這些假定建立 了血流對阻抗Z依賴性的模型。更特定地，假定胸腔阻抗的改變是因為 血流的搏動性屬性且可以忽略換氣(胸尺寸改變)的影響。
進一步假定所有阻抗改變是因為主動脈血容量的變化，而忽略肺循 環(huán)且將靜脈回流考慮為常數(shù)。因此，總阻抗Z典型地接近Z=PL/A，其 中p是血液電阻率，L是電極之間的距離且A是其截面積。假定主動脈 具有圓柱形形狀且血液電阻率改變小，則主動脈容量V的時間依賴性可 以寫為V(t)=pL2/Z(t),其中Z(t)=pL/A(t)。然而，被認為的是，Z(t)的明
顯時間依賴性的非侵入性測量是不可實現(xiàn)的，且僅能測量靜態(tài)胸腔阻抗 Z0。
在如下假定下，即(i)血液的電阻率類似于胸腔組織的電阻率和 (ii)胸腔具有帶與主動脈平行的單一的室的圓柱形形狀，ZQ滿足 l/Z(Tl/Ze+l/Za,其中Ze和Za分別是胸腔和主動脈的阻抗。進一步假定 I Z0-Z。 I < 1 % ，則主動脈容量的搏動改變△ V容量改變可以近似為△ V=pL VZ02AZ。因為AV和每搏輸出量SV之間的關(guān)系取決于血液凈通量 (SV-Vo+輸入流-輸出流)，所以必須建立另外的模型以外推SV。這些
模型可以包括主動脈瓣膜關(guān)閉的獨立評估或代入主動脈阻抗的最大時 間導數(shù)(dZ/dt)max和心臟收縮期噴出時間T到AV的導數(shù)中SV=d(A V)/dt=pL2/Z。2T(dZ/dt)max。
阻抗的時間導數(shù)與阻抗改變AZ成比例。然而，典型地，阻抗改變 的值AZ在幅值上小于阻抗的值Z為2至4個數(shù)量級，因此因信噪比而 影響測量質(zhì)量。接收到的信號的噪聲含量可以通過使用 一 個或多個濾除 了低閾值以下和高閾值以上的頻率的帶通濾波器降低。然而，已知的帶 通濾波器的效率不足且導致的信號仍具有合并在其內(nèi)的很大量的噪聲 含量。
另外，以上用于計算SV的公式包括許多取決于測量的系數(shù)，這些 系數(shù)有助于加劇總測量誤差。特別地，在靜態(tài)阻抗Zo的測量、電極之間 的距離L和/或心臟收縮期噴出時間T中的誤差顯箸地增加了每搏輸出 量的不確定性。
再另外地，由通過系統(tǒng)10和其他現(xiàn)有技術(shù)系統(tǒng)進行的阻抗測量受
到相當大的AM噪聲的影響，這進一步增加了每搏輸出量的不確定性。 本實施例通過提供了在此一般地稱為系統(tǒng)20的用于測量對象的器 官內(nèi)的血流的系統(tǒng)成功地克服了以上缺點。
現(xiàn)在參考圖2,圖2是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的系統(tǒng)20的示意性 圖示。系統(tǒng)20優(yōu)選地包括用于生成輸出射頻信號的射頻發(fā)生器22。發(fā) 生器22可以實施為任何射頻發(fā)生器，例如但不限制于系統(tǒng)IO的射頻發(fā) 生器12。系統(tǒng)20進一步包括連接到對象21的皮膚的多個電極25。電 極25傳輸由發(fā)生器22生成的輸出射頻信號24且感測源自對象21的器 官的輸入射頻信號26。
系統(tǒng)20優(yōu)選地包括信號處理單元23以用于確定信號26相對于信 號24的相移Acp。本發(fā)明的發(fā)明人發(fā)現(xiàn)，從器官接收到的輸入信號相對 于由發(fā)生器22生成的輸出信號的相移指示了器官內(nèi)的血流。因此，根
據(jù)本發(fā)明的本優(yōu)選實施例，使用相移確定血流。
使用A(p來確定血流的優(yōu)點是，與其中使用阻抗的現(xiàn)有技術(shù)的確定 技術(shù)(如以上的系統(tǒng)10)相比，血流和A(p之間的關(guān)系取決于更少的依 賴于測量的量。特別地，本發(fā)明的發(fā)明人發(fā)現(xiàn)，在Acp和血流之間存在 線性關(guān)系，其中比例系數(shù)包括心臟收縮期噴出時間T。例如，每搏輸出 量SV可以使用關(guān)系式SV=const. x T x Acp來計算，且心輸出量CO可以 使用關(guān)系式CO=const. xTx AcpxHR來計算，其中HR是對象的心率(例 如以每分鐘搏動次數(shù)為單位)，且"const."是常數(shù)，它例如可以使用標 定曲線來確定。如本領域技術(shù)人員將認識到，L和Zo從用于SV和CO 的公式中的消失顯著地降低了所獲得的值中的不確定性，因為不存在在 所獲得的值和與L和Zo的測量相關(guān)的誤差之間的牽連。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，信號處理單元23包括包絡消除單元 35,該單元35降低或更優(yōu)選地消除了信號26的幅值調(diào)制。選擇地且優(yōu) 選地，單元35維持了信號26的相位調(diào)制。由單元23生成的信號在圖2 中以數(shù)字26，標出。到包絡消除單元35的輸入(信號26)典型地承載了 很大的量的AM噪聲，其可以非限制地描迷為信號v26=v(t)cos(wt+(p(t))， 該信號包含了相位和幅值調(diào)制。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，單元35生 成具有大體上恒定包絡的信號(信號26')，例如v26'=vocos(wt+(p(t)), 其中vo大體上是常數(shù)。信號26'因此代表了信號26的相位(或頻率)調(diào)
制。例如可以使用放大了信號26且限制了信號26的幅值使得去除了幅 值調(diào)制的限幅放大器來形成信號26'。去除幅值調(diào)制的優(yōu)點是，這允許 了更好地確定輸入和輸出信號之間的相移A(p。
可以對從器官接收到的射頻信號的譜的任何頻率成分確定相移。例 如，在一個實施例中，相移優(yōu)選地從基頻成分確定，在另一個實施例中， 相移優(yōu)選地從二次頻率成分中確定，等。替代地，相移可以使用數(shù)個頻 率成分確定，例如使用適當?shù)钠骄惴ā?br> 處理單元23優(yōu)選地包括混合器28,混合器與發(fā)生器22和電極25 的至少部分電通信，用于將信號24和信號26'混合以提供指示了血流的 混合的射頻信號30。取決于可以在混合前進行的選擇的模擬處理過程 (例如放大)，信號24和26'可以通過多于一個的通道輸入到混合器28 內(nèi)。
例如，在一個實施例中，信號24和26可以從用于傳輸信號到電極 25和從電極25傳輸信號的端子直接輸入到混合器28。在另一個實施例 中，信號26可以經(jīng)由設計為處理信號26的另外的單元27輸入。在另 外的實施例中，信號24可以從生成器22輸入，其中在混合前進行某些 模擬處理過程。
混合器28可以是任何已知的射頻混合器，例如但不限制于雙平衡 射頻混合器和非平衡射頻混合器。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，混合的射 頻信號30包括多個射頻信號，在一個實施例中多個射頻信號可以是射 頻和與射頻差。例如可以通過選擇混合器28使得信號24和信號26相 乘而實現(xiàn)射頻和與射頻差。因為兩個頻率之間的相乘等價于頻率和與頻 率差，所以混合器28輸出的信號包括希望的射頻和與射頻差。
本領域 一 般技術(shù)人員將認識到，產(chǎn)生射頻和與射頻差的優(yōu)點在于， 盡管射頻和包括代表了血流的信號和相當量的電噪聲，但射頻差近似地 無噪聲。
因此，本發(fā)明提供了用于最小化與這樣的所涉及測量相關(guān)的電噪聲 的有效的技術(shù)，其中在幅值上關(guān)心的影響比測量的量小大約2至4個數(shù) 量級。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，系統(tǒng)20進一步包括濾除了信號30的部 分的電子電路32，使得信號30的剩余的部分31的特征是具有大體上增 加的信噪比。 現(xiàn)在參考圖3,圖3是電路32的示意性圖示。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實 施例，電路32包括低通濾波器34以濾除信號30的高頻成分。低通濾 波器34在其中混合器28輸出和與差的實施例中是特別地有用的，其中 低通濾波器濾除射頻和且留下射頻差，該射頻差如所述近似地無噪聲。
低通濾波器34可以根據(jù)使用系統(tǒng)20的特定的系統(tǒng)的射頻差來設計 且構(gòu)造。濾波器34的明智的設計大體上降低了剩余部分31的噪聲成 分。例如在常規(guī)的生物阻抗系統(tǒng)中，接收到的信號的大量噪聲合并到剩 余信號內(nèi)，因此該剩余信號的特征是大約2千赫的帶寬。本發(fā)明的發(fā)明 人已發(fā)現(xiàn)，通過包括輸出射頻信號24且通過將其與輸入射頻信號26混 合，在作為結(jié)果的信號內(nèi)的噪聲的特征是其帶寬為常規(guī)系統(tǒng)的噪聲帶寬 以下至少一個幅值數(shù)量級。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，混合器28和電路32設計且構(gòu)造為增加 信噪比至少20dB，更優(yōu)選地增加25dB,最優(yōu)選地增加30dB。
電路32優(yōu)選地包括用于放大信號30的剩余部分31的模擬放大電 路36。模擬放大電路36的構(gòu)造和設計不受限制，只要電路36能放大信 號31。放大電路36的非限制性例子在下文中在隨后的例子部分中進一 步詳迷。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，電路32進一步包括用于將信號31數(shù)字 化的數(shù)字轉(zhuǎn)換器38。信號31的數(shù)字化對于例如通過微處理器對數(shù)字化 信號的進一步的數(shù)字處理是有用的。
另外地且優(yōu)選地，電路包括用于對所測量的阻抗進行至少 一次時間 微分的微分器40 (數(shù)字微分器或模擬微分器)，以獲得阻抗和/或血液 動力學電抗的各導數(shù)(例如一階導數(shù)、二階導數(shù)等)。微分器40可以
包括任何已知的能進行模擬或數(shù)字微分的電子功能件(例如芯片)。阻 抗的時間導數(shù)例如對于測量每搏輸出量或心輸出量是有用的，如進一步 在后文中詳述。
現(xiàn)在再次參考圖2，根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，系統(tǒng)20進一步包括 用于使用信號31計算至少一個量的數(shù)據(jù)處理器42。可以計算許多與血 容量相關(guān)的量，例如但不限制于每搏輸出量、心輸出量和腦腔內(nèi)血容 量。系統(tǒng)20可以進一步包括用于顯示優(yōu)選地作為時間函數(shù)的血流和其 他信息的顯示裝置49。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，系統(tǒng)20進一步包括用于檢測由電極25
的位置所限定的對象的身體的部分上的電壓降的檢測器29。響應于檢測 到的電壓，檢測器29優(yōu)選地生成代表了身體的相應部分的阻抗的信號。 在此實施例中，每搏輸出量可以使用(dZ/dt)max來計算，如在上文中進一 步詳述。已知每搏輸出量，則通過將每搏輸出量與對象的心率相乘而計 算出心輸出量。更優(yōu)選地，檢測器29生成代表了血液動力學電抗X的 信號。
如在此所使用，"血液動力學電抗，，指阻抗的虛部。用于從總阻抗 中獲取虛部的技術(shù)在本領域中已知。典型地，這樣的獲取在硬件層面上 進行，但本發(fā)明的范圍中不排除在軟件層面上的算法使用。如本領域一 般技術(shù)人員所認識到，血液動力學電抗可以用于確定前述的相移A(p。
由系統(tǒng)20提供的血流的確定可以用于診斷和治療。因此，根據(jù)本 發(fā)明的優(yōu)選實施例，系統(tǒng)20可以進一步包括與數(shù)據(jù)處理器42通信的起 搏器44。在此實施例中，數(shù)據(jù)處理器42優(yōu)選地被編程為根據(jù)計算出的 量對起搏器44電子控制。例如，在一個實施例中，數(shù)據(jù)處理器42計算 了心輸出量且將信號發(fā)送到起搏器44，起搏器44大體上實時地控制對 象21的心率，以改進心輸出量。
另外地或替代地，系統(tǒng)20也可以包括優(yōu)選地構(gòu)建且設計為增加心 輸出量的心輔助裝置48。心輔助裝置在本領域中是已知的，且典型地包 括限制心臟組織的部分膨脹的強化構(gòu)件，使得心輸出量增加。在此實施 例中，數(shù)據(jù)處理器42優(yōu)選地編程為根據(jù)計算的心輸出量對裝置48電子 控制，使得由系統(tǒng)20自動地進行心輸出量的確定和改進。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，系統(tǒng)20可以包括與數(shù)據(jù)處理器42通信 的藥物給藥裝置46。裝置46用于向?qū)ο?1給藥。在此實施例中，數(shù)據(jù) 處理器42優(yōu)選地編程為根據(jù)計算的量的值對裝置46電子控制。例如， 如果計算的量是腦腔內(nèi)血容量，則取決于血容量的值，數(shù)據(jù)處理器42 向裝置46發(fā)送信號且因此控制向?qū)ο?1給藥的藥物的量和/或類型。
連接到對象21的電極的個數(shù)優(yōu)選地選擇為使得大體上將輸入射頻 信號與例如但不限制于姿態(tài)改變影響、呼吸影響、運動影響等不希望的 影響分離。
對于任何個數(shù)的根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例使用的電極，電極的至少 部分被設計且構(gòu)造為具有對通過電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的靈 敏度而與電極在對象上的定向無關(guān)。 現(xiàn)在參考圖4a至圖4h,這些圖是根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的電極 25(圖4c、圖4d、圖4g和圖4h)和電極25所接附到的各位置(圖4a、 圖4b、圖4e和圖4f)的示意性圖示。圖4c和圖4g示出了電極25的內(nèi) 側(cè)，且圖4d和圖4h示出了電極25的外側(cè)。
因此，電極25優(yōu)選地包括設計且構(gòu)造為纏繞外部器官的至少部分 的至少一個延長的傳導材料50，外部器官例如可以是胸、臀、股、頸、
頭、臂、前臂、腹、臀肌、腿、足等。選擇地，電極25也可以包括接 附材料52 (例如維可牢尼龍搭扣、膠等)，以便于電極25到對象21的 接附。
認識到的是，例如在生物阻抗系統(tǒng)(例如見圖1)中使用的常規(guī)的 點電極對于電極所接附到的特定的位置敏感。此靈敏度在其中信噪比固 有地小且由這樣的偽影導致的波動可能與被測量的整個效果可比較的 生物阻抗系統(tǒng)中是特別地不利的。進一步認識到的是，與對小位移的靈 敏度相關(guān)的問題在點電極個數(shù)增加時惡化。特別地，對于圖1的四端陣 列存在八個點電極，點電極的每個有助于對小位移的靈敏度，因此增加 了最終測量值的不確定性。
根據(jù)本發(fā)明的本優(yōu)選實施例，使用電極25的優(yōu)點在于，從對象21 的身體接收到的信號不依賴于電極的小位移。另外，如在下文中進一步 詳述，所使用的電極的個數(shù)大體上小于在常規(guī)系統(tǒng)中所使用的個數(shù)。將 認識到的是，更少個數(shù)的電極(0降低了不確定性因素；(ii)更容易 接附；和(iii)對于患者更舒適。
參考圖4a，在一個實施例中， 一個電極接附到對象21的頸部且兩 個電極4妻附到心臟下方。此實施例例如可以用于測量和確定每4f輸出量 和心輸出量。然而，應理解的是，對于確定每搏輸出量和心輸出量的目 的不排除其他構(gòu)造。特別地，可以使用兩個電極。然而，本發(fā)明的發(fā)明 人發(fā)現(xiàn)，使用三個電極的運動影響比使用兩個電極的運動影響更不明 顯。在此實施例中使用的優(yōu)選的電極在圖4c (內(nèi)側(cè))和圖4d (外側(cè)) 中示出。
參考圖4b,在另一個實施例中，兩個電極接附到對象21的頸部且 兩個電極接附到心臟下方。此實施例例如用于測量和確定每搏輸出量和 心輸出量。如在隨后的例子部分中論證，使用四個電極時結(jié)果的質(zhì)量顯 著地提高。在此實施例中使用的優(yōu)選的電極在圖4c (內(nèi)側(cè))和圖4d (外
側(cè))中示出。
參考圖4e至圖4h，在另外的實施例中，形成在單個的延長帶上的 兩個電極可以用于確定腦腔內(nèi)血容量的目的。特別地，如在圖4e中示 出，單獨的帶(因此，兩個電極)可以繞對象21的前額纏繞，或替代 地和優(yōu)選地，兩個帶(因此，四個電才及)可以繞對象21的前額鄰近地 纏繞。
應理解的是，本發(fā)明不排出任何個數(shù)的電極或連接構(gòu)造。例如，可 以以任何組合使用在圖4c至圖4d中示出的電極、在圖4g至圖4h中示 出的電極或任何其他電極，以測量身體的任何動脈內(nèi)的血流，例如但不 限制于外頸動脈、內(nèi)頸動脈、尺動脈、橈動脈、臂動脈、髂總動脈、髂 外動脈、后脛動脈、前脛動脈、腓動脈、足底外側(cè)動脈、足底內(nèi)側(cè)動脈 和足底深動脈。
當系統(tǒng)20與其他系統(tǒng)一起使用時，希望最小化由電極25所占據(jù)的 面積以不干涉其他系統(tǒng)的運行。例如，在重癥監(jiān)護單元中，對象經(jīng)常連 接到ECG導線、動脈管、中央靜脈管、腦干誘發(fā)響應裝備、胸管、GI 管、靜脈內(nèi)管等。在這樣的或類似的情況中，系統(tǒng)20優(yōu)選地包括更小 的電極，電極在圖4i至圖4L中圖示。
圖4i至圖4j示出了根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例的可用于傳輸和感測 射頻信號的粘貼劑的背側(cè)(圖4i)和前側(cè)(圖4j)。粘貼劑包括在其間 固定且預先確定距離的電觸點45，因此降低了可變電極間距離對測量的 任何影響。
圖4K至圖4L示出了另一個粘貼劑的前側(cè)(圖4K)和背側(cè)(圖4L), 除去因為在粘貼劑上的電觸點由內(nèi)部線4 7互連而使圖4 K至圖4 L的粘 貼劑可以使用單個的線連接到系統(tǒng)20夕卜，該另一個粘貼劑類似于在圖 4i至圖4j中示出的粘貼劑。
根據(jù)本發(fā)明的另 一 個方面，提供了用于確定對象的器官內(nèi)的血流的 設備， 一般地在此稱為設備60。設備60具有提高了信噪比的特性，且 因而設備60可以與任何血流測量系統(tǒng)，例如系統(tǒng)20組合使用。
現(xiàn)在參考圖5，圖5是設備60的示意圖。設備60優(yōu)選地包括具有 包絡消除單元(例如單元35)的電子電路，用于降低或消除輸入射頻信 號的幅值調(diào)制，如在上文中進一步詳述。設備進一步包括用于確定器官 內(nèi)血流的信號處理單元(例如單元23)。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，信 號處理單元確定輸入信號相對于輸出信號的相移，如在上文中進一步詳 述。
設備60可以進一步包括用于將信號24 .和信號26'混合的混合器 28，以提供混合射頻信號，如在上文中進一步詳述。如在圖5中圖示， 信號24和26可以輸入到混合器28,直接從用于將信號傳輸?shù)狡鞴俸蛷?器官傳輸?shù)亩俗虞斎牖蚪?jīng)由單元22輸入。設備60的電子電路優(yōu)選地濾 除了混合射頻信號的部分，使得信號的剩余部分的特征是大致增加的信 噪比，如上文中詳述。
根據(jù)本發(fā)明的另外的方面，提供了用于從輸出和輸入射頻信號計算 對象的器官內(nèi)血流的設備卯。
現(xiàn)在參考圖6，圖6是設備90的簡化的圖示。設備90優(yōu)選地包括 信號處理單元(例如單元23 )以用于確定輸入射頻信號相對于輸出射頻 信號的相移，和包括血流計算器92,血流計算器92使用相移計算了血 流。計算器92優(yōu)選地使用血流和相移之間的線性關(guān)系計算血流，如在 上文中進一步詳述。
根據(jù)本發(fā)明的再另一個方面，提供了計算血流的方法。方法包括在 圖7的流程圖中圖示的如下步驟。在由方框94標識的方法的第一個步 驟中，確定輸入信號相對于輸出信號的相移，且在由方框96標識的第 二步驟中，使用相移計算血流，例如使用相移和血流之間的線性關(guān)系。
根據(jù)本發(fā)明的再另 一 個方面，提供了測量對象的器官內(nèi)的血流的方 法，方法包括在圖8的流程圖中圖示的如下步驟。因此，在由方框72 標識的第一步驟中，例如由射頻發(fā)生器生成了輸出射頻信號。在由方框 74標識的第二步驟中，將輸出射頻信號傳輸?shù)狡鞴偾依缤ㄟ^電極陣列 感測器官的輸入射頻信號。
在由方框75標識的第三步驟中，確定輸入信號相對于所述的輸出 信號的相移且將相移用于計算血流，如在上文中進一步詳述。在圖8中 由方框76和方框78標識的選擇性步驟中，輸出射頻信號和輸入射頻信 號被混合(方框76 )以提供混合信號，且混合信號的部分被濾除(方框 78),以大體上增加混合信號的剩余部分的信噪比，如在上文中進一步 描述。
根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，方法可以進一步包括如下選擇性步驟， 其中每個選擇性步驟可以獨立于其他的選擇性步驟以任何組合或次序
進行。因此，在一個選擇性步驟中，混合的射頻信號的剩余部分被模擬
地放大；在另一個選擇性步驟中，混合的射頻信號的剩余部分被數(shù)字 化；在另一個選擇項步驟中，計算至少一個量(例如每搏輸出量、心輸 出量和腦腔內(nèi)血容量)；在再另一個步驟中，進行至少一個時間微分， 如在上文中進一步詳述。
如下是可以用于以上描述的實施例的選擇步驟和部分的技術(shù)優(yōu)選值。
如在此所使用，術(shù)語"大約，，指±10%。
輸出射頻信號在頻率上優(yōu)選地從大約10 KHz至大約200 KHz，且 在幅值上從大約10mV至大約50mV;輸入射頻信號在頻率上優(yōu)選地大 約70KHz，且在幅值上優(yōu)選地大約20mV;由本實施例可測量的典型阻 抗從大約25歐姆至大約35歐姆；作為結(jié)果的本實施例的信噪比至少為 40 dB;低通濾波器34的特征優(yōu)選地為截止頻率大約35 Hz且數(shù)字轉(zhuǎn)換 器38優(yōu)選地以大約1000樣本每秒的采樣率對信號采樣。
本發(fā)明的另外的目的、優(yōu)點和新穎的特征將在解釋如下的例子中對 本領域一般技術(shù)人員變得顯見，這些例子不意圖為限制性的。另外，本 發(fā)明的如在上文中描繪的和如在以下的權(quán)利要求書部分中要求的多種 實施例和方面的每個在如下的例子中具有試驗支持。
例子
現(xiàn)在參考如下例子，如下例子與以上的描述一起以非限制性方式例 示了本發(fā)明。
構(gòu)建了根據(jù)以上描述的用于測量對象的器官內(nèi)的血流的系統(tǒng)的原型。
原型系統(tǒng)包括
(a) 生成頻率為70 KHz且幅值為20 mV的輸出射頻信號的自制射 頻發(fā)生器；
(b) 如在圖4b、圖4c、圖4e和圖4f中描述的多個電極；和
(c) 從Mini-Circuits購買的雙平衡混合器，用于提供如以上詳述 的射頻和與射頻差。
原型系統(tǒng)進 一 步包括形成在印刷電路板內(nèi)的電子電路。設計且制造 了數(shù)個電子電路，以研究結(jié)果質(zhì)量、電子電路設計和電極個數(shù)之間的相 關(guān)性。在圖9a至圖9d中示意性地圖示了多種電子電路。
圖9a示出了待與三個電極一起使用的電子電路的方框圖(見如下 例1中的心輸出量測量結(jié)果)。在圖9a中，電極導線標識為Eh E2和 Ii,其中由射頻發(fā)生器(標識為OSC)生成的輸出射頻信號通過E,和E2 輸出，且身體的測量的輸入射頻信號通過h輸入。
輸入信號被引導通過差動放大器G!、帶通濾波器BPF和差動放大 器&。輸入信號被引導通過差動放大器G3、帶通濾波器BPF和包絡消 除單元EEU。 EEU從輸入信號消除了幅值調(diào)制。輸入信號和輸出信號通 過混合器DMB混合，以如所述形成頻率和與頻率差。低通濾波器LPF 濾除頻率和且作為結(jié)果的信號(承載了頻率差)進一步通過另外的差動 放大器&、 G6和G7放大。 一旦放大，則信號通過模數(shù)數(shù)字轉(zhuǎn)換器被數(shù) 字化且經(jīng)由USB通信接口通向處理和顯示單元。
圖9b示出了待與如下例2中的兩個腦腔內(nèi)血容量測量電極一起使 用的電子電路的方框圖。因為僅存在兩個電極，所以E2和I,組合到單 個的導線I"
因此，輸出信號被引導通過差動放大器G!、帶動濾波器BPF和差 動放大器G2。輸入信號被引導通過差動放大器G2、帶通濾波器BPF和 包絡消除單元EEU, EEU從輸入信號消除幅值調(diào)制。輸入和輸出信號通 過混合器DMB混合，以形成頻率和與頻率差。低通濾波器LPF濾除頻 率和且作為結(jié)果的信號進一步被另外的差動放大器G4、 Gs和G6放大。 如同三個電極的情況，信號通過模數(shù)數(shù)字轉(zhuǎn)換器被數(shù)字化且經(jīng)由USB 通信接口通向處理和顯示單元。
圖9c示出了待與四個電極一起使用的電子電路的方框圖(見如下 的例3中的心輸出量測量結(jié)果和例4中的腦腔內(nèi)血容量測量結(jié)果)。四 個導線標識為E!、 E2、 I!和l2,其中由射頻發(fā)生器OSC生成的輸出信號 通過E、和E2輸出，且身體的測量的輸入射頻信號通過Ii和12輸入。另 外，四個導線E、E2、 I!和h通過標識為Cb C2、 C3和Ct的電容器連 接到身體。
圖9c的電路的原理類似于帶有三個電極的圖9a的電路的原理。圖 9c的電路的優(yōu)點是使用了輸入導線I!和l2 (如與圖9a的一個輸入導線 L相對比)，電極和身體之間的阻抗差的影響可以被最小化。特別地， 電壓降h和12的影響通過差動放大器G3的特征阻抗被控制，該特征阻 抗選擇為足夠大，使得任何因為身體和電極之間的接觸的阻抗改變與G3
的阻抗相比可以忽略。
圖9d示出了用于在低通濾波而濾除射頻和后放大射頻信號的模擬 放大電路的方框圖。 例1
使用三個電極的每搏輸出量和心輸出量測量
三個電極連接到人體對象，如在圖4a中示出。血液動力學電抗被 測量且用于確定和監(jiān)測(i)每搏輸出量；和(ii)心輸出量。
圖10a至圖10b示出了使用原型系統(tǒng)(使用圖9a的電路)在250 ms/div的時間尺度上獲得的監(jiān)測結(jié)果。在圖10a至圖10b的每個圖中顯 示了兩個波形，即血液動力學電抗改變和它的測量時間導數(shù)。在圖10b 中示出的波形與在圖10a中示出的波形相比相反放大。
為比較，圖10c示出了使用常規(guī)系統(tǒng)(GE/Cardiodynamic)獲得的 監(jiān)測結(jié)果。在圖10c中顯示的波形從頂部到底部是ECG信號、生物阻 抗改變AZ、 AZ的一階導數(shù)dZ/dt和二階導數(shù)d2z/d2t。
本發(fā)明(圖10a至圖10b)比常規(guī)系統(tǒng)(圖10c)的信噪比改進是 明顯的。在原型系統(tǒng)中，信噪比為50dB，而在常規(guī)系統(tǒng)中信噪比為20 dB。
例2
使用兩個電極的腦腔內(nèi)血容量改變和流量測量
兩個電極連接到人體對象，如在圖4e中示出。血液動力學電抗被 測量且用于確定和監(jiān)測腦腔內(nèi)血容量改變和流量。
圖lla至圖Ub示出了使用原型系統(tǒng)(使用圖9b的電路)在250 ms/div的時間尺度上荻得的監(jiān)測結(jié)果。在圖lla至圖llb的每個圖中顯 示了兩個波形，即血液動力學電抗改變和它的測量的導數(shù)，其中在圖lib 中，血液動力學電抗改變曲線的垂直尺度比圖Ua中相應曲線大兩倍。
如在圖lla至圖llb中示出，對于兩個量獲得了 50dB的良好的信 噪比。本例的曲線與例1相比獲得了更尖的峰。此現(xiàn)象與生理發(fā)現(xiàn)一致， 根據(jù)此發(fā)現(xiàn)，在腦內(nèi)的血流阻力大體上低于在胸腔內(nèi)的阻力。因此，與 胸腔相比，在腦內(nèi)在對血流改變的響應中僅具有小的延遲。對血流的快 速響應被測量到的量證明，因此在圖lla至圖llb的曲線中具有尖峰。
例3
使用四個電極的每搏輸出量和心輸出量測量
四個電極連^"到人體對象，如在圖4b中示出。血液動力學電抗被 測量且用于確定和監(jiān)測(i)每搏輸出量；和(2)心輸出量。
圖12a示出了使用原型系統(tǒng)(使用圖9c的電3各)在500ms/div的時 間尺度上獲得的監(jiān)測結(jié)果。在圖12中顯示了兩個波形，即血液動力學 電抗改變和它的測量的時間導數(shù)。
圖12b示出了根據(jù)本發(fā)明的實施例從相移△ d)計算的CO信號和從 其他通道獲得的數(shù)據(jù)之間的比較。圖12b從頂部到底部以時間函數(shù)示出 了 ECG導線I (在圖12b中標識為I) 、 ECG導線II (標識為II)、左 血液波前(L)、右血液波前(R) 、 CO信號(N) 、 CO信號的一階導 數(shù)(dN)和CO信號的二階導數(shù)(ddN)。如在圖12b中示出，本發(fā)明 的實施例提供了高質(zhì)量的信號，該信號具有提高的信噪比且指示了血 流。
對比圖12a至圖12b與圖10a至圖10b，四個電極(和圖9c中的電 子電路)的使用顯著地改進了結(jié)果的質(zhì)量。 例4
使用四個電極的腦腔內(nèi)血容量改變和流量測量
兩個電極連接到人體對象，如在圖4f中示出。血液動力學電抗被測 量且用于確定和監(jiān)測腦腔內(nèi)血容量改變和流量。
圖13示出了使用原型系統(tǒng)(使用圖9c的電路)在500 ms/div的時 間尺度上獲得的監(jiān)測結(jié)果。在圖13中顯示了兩個波形，即血液動力學 電抗改變和它的測量的導數(shù)。
如在圖13中示出，對于兩個量獲得了 50 dB的良好的信噪比。如 在以上的例3中，在圖13和圖9a至圖9b之間的對比揭示了本例(四 個電極和圖9c中的電路)比例2 (兩個電極和圖9b中的電路)的顯著 改進。
認識到的是，本發(fā)明的某些特征為清晰起見在分開的實施例的上下 文中描述，這些特征也可以組合地提供在單個的實施例中。相反地，本 發(fā)明的多種特征為簡化期間在單個的實施例的上下文中描述，這些特征 也可以分開地或以任何合適的子組合提供。
雖然本發(fā)明已結(jié)合其特定的實施例描述，但許多替代、修改和變化 將對于本領域技術(shù)人員是顯見的。因此，意圖于包括所有這樣的落入附
帶的權(quán)利要求書的精神和范圍內(nèi)的替代、修改和變化。在此說明書中提
及的所有公開物、專利和專利申請通過參考到本說明書內(nèi)被完整地合 并，合并的程度到如同每個單獨的公布物、專利或?qū)＠暾執(zhí)貏e地且單 獨地指示為在此通過參考合并。另外，在本申請中的任何參考的引用或 識別不應解釋為允許這樣的參考可用作本發(fā)明的現(xiàn)有技術(shù)。
權(quán)利要求
1.一種使用傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信號和從器官接收到的輸入射頻信號計算對象的器官內(nèi)的血流的方法，該方法包括確定輸入射頻信號相對于輸出射頻信號的相移且使用所述的相移計算器官內(nèi)的血流。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述使用所述的相移計算血流包括使用所述相移和血流之間的線性關(guān)系。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中所述的線性關(guān)系的比例系數(shù)包 括對象心臟的心臟收縮期噴出時間。
4. 一種用于從傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信號和從器官接收的輸入射頻信號計算對象的器官內(nèi)的血流的設備，該設備包括用于確定輸入射頻信 號相對于輸出射頻信號的相移的信號處理單元和用于使用所述相移計 算器官內(nèi)的血流的血流計算器。
5. 根據(jù)權(quán)利要求4所述的設備，其中所述的血流計算器可運行以計算血流，包括使用所述的相移和血流之間的線性關(guān)系。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的設備，其中所述的線性關(guān)系的比例系數(shù)包 括對象心臟的心臟收縮期噴出時間。
7. —種用于測量對象的器官內(nèi)的血流的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括 用于生成輸出射頻信號的射頻發(fā)生器；多個設計為可連接到對象皮膚的電極，所述的電極用于將輸出射頻 信號傳輸?shù)狡鞴俸透袦y器官的輸入射頻信號；和用于確定所述的輸入射頻信號相對于所述的輸出射頻信號的相移 的信號處理單元，所述的相移代表了器官內(nèi)的血流。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中所述信號處理單元包括設計且構(gòu)造為降低或消除所述的輸入射頻信號的幅值調(diào)制的包絡消除單元，以 提供大體上恒定包絡的輸入射頻信號。
9. 根據(jù)權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其中所述的包絡消除單元設計且構(gòu)造為維持所述的輸入射頻信號的相位調(diào)制。
10. 根據(jù)權(quán)利要求8所述的系統(tǒng)，其中所述的包絡消除單元包括限幅放大器。
11. 根據(jù)權(quán)利要求7所述的系統(tǒng)，其中所述的信號處理單元包括 與所述的射頻發(fā)生器和所述的多個電極的至少部分電通信的混合器，所述的混合器設計且構(gòu)造為將所述的輸出射頻信號與所述的輸入射頻信號混合，以提供代表了血流的混合的射頻信號；和用于濾除所述的混合的射頻信號的部分的電子電路，以大體上增加 所述的混合的射頻信號的剩余部分的信噪比。
12. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的混合器可運行以提 供射頻和與射頻差。
13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中所述的電子電路包括用于濾除所述的射頻和的低通濾波器。
14. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的電子電路包括用于 放大所述的混合的射頻信號的所述的剩余部分的模擬放大電路。
15. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的電子電路包括用于 將所述的混合的射頻信號的所述的剩余部分數(shù)字化的數(shù)字轉(zhuǎn)換器。
16. 根據(jù)權(quán)利要求U所述的系統(tǒng)，其中所述的電子電路設計且構(gòu) 造為最小化所述的輸入射頻信號對所述的多個電極和對象的器官之間 的阻抗差的靈敏度。
17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的系統(tǒng)，其中所述的電子電路包括至少一個特征為其阻抗大體上大于所述的多個電極和對象的器官之間的所 述的阻抗差的差動放大器。
18. 根據(jù)權(quán)利要求U所述的系統(tǒng)，進一步包括用于使用所述的混 合的射頻信號的所述的剩余部分計算至少一個量的數(shù)據(jù)處理器，所述的 至少一個量從包括每搏輸出量、心輸出量、腦腔內(nèi)血流和動脈血液流量 的組中選擇。
19. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的系統(tǒng)，其中所述的動脈血液流量從包 括如下項的組中選擇外頸動脈血液流量、內(nèi)頸動脈血液流量、尺動脈 血液流量、橈動脈血液流量、臂動脈血液流量、髂總動脈血液流量、髂 外動脈血液流量、后脛動l永血液流量、前脛動脈血液流量、"非動脈血液 流量、足底外側(cè)動脈血液流量、足底內(nèi)側(cè)動脈血液流量和足底深動脈血 液流量。
20. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的系統(tǒng)，進一步包括與所述的數(shù)據(jù)處理 器通信且可運行以控制對象的心率的起搏器，其中所述的數(shù)據(jù)處理器被 編程為根據(jù)所述的至少一個量的值對所述的起搏器進行電子控制。
21. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的系統(tǒng)，進一步包括與所述的數(shù)據(jù)處理器通信且可運行以向?qū)ο蠼o藥藥物的藥物給藥裝置，其中所述的數(shù)據(jù)處理器被編程為根據(jù)所述的至少一個量的值對所述的藥物給藥裝置進行 電子控制。
22. 根據(jù)權(quán)利要求18所述的系統(tǒng)，進一步包括與所述的數(shù)據(jù)處理 器通信且可運行以增加所述的心輸出量的心臟輔助裝置。
23. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的系統(tǒng)，其中所述的心臟輔助裝置包括 設計且構(gòu)造為限制心臟組織的部分的膨脹的強化構(gòu)件，以因此增加心輸 出量。
24. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極的個數(shù)選 擇為將所迷的輸入射頻信號與從包括姿勢改變影響、呼吸影響和運動影 響的組中所選擇的至少一個影響大體上分離。
25. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極包括兩個 電極。
26. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極包括三個 電極。
27. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極包括四個 電極。
28. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極的至少部 分設計且構(gòu)造為具有對通過所述的電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的 靈敏度而與所述的電極在對象上的定向無關(guān)。
29. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極的至少部 分包括設計且構(gòu)造為纏繞對象的外部器官的至少部分的至少 一個延長 的傳導材料，以具有對通過所述的電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的靈 敏度而與所述的電極在所述的外部器官上的定向無關(guān)。
30. 根據(jù)權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，其中所述的多個電極的至少部分包括接附材料。
31. 根據(jù)權(quán)利要求29所述的系統(tǒng)，其中所述的外部器官從包括 胸、贅、股、頸、頭、臂、前臂、腹、臀肌、腿和足的組中選擇。
32. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進一步包括與所述的多個電極 的至少部分電通信的檢測器，以用于檢測對象的第一位置和第二位置之 間的電壓，且用于響應于所述的電壓生成所述的輸入射頻信號，其中所 述的輸入射頻信號代表了器官的阻抗和/或血液動力學電抗。
33. 根據(jù)權(quán)利要求32所述的系統(tǒng)，進一步包括至少一個用于感測所述的電壓的傳感器，所述的至少一個傳感器設計且構(gòu)造為生成其幅值 是器官內(nèi)、來自器官或到器官的血流的函數(shù)的信號。
34. 根據(jù)權(quán)利要求32所述的系統(tǒng)，其中所述的電子電路包括用于 進行至少一個時間微分的微分器，以提供器官的所述的阻抗和/或血液動 力學電抗的各導數(shù)。
35. 根據(jù)權(quán)利要求34所述的系統(tǒng) 數(shù)和二階導數(shù)的組中選擇。
36. 根據(jù)權(quán)利要求34所述的系統(tǒng) 微分器和模擬微分器的組中選擇。
37. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng) 示裝置。
38. 根據(jù)權(quán)利要求37所述的系統(tǒng) 為時間函數(shù)的血流。
39. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)dB。
40. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)dB。
41. 一種測量對象器官內(nèi)的血流的方法，該方法包括 生成輸出射頻信號；將所述的輸出射頻信號傳輸?shù)狡鞴偾腋袦y器官的輸入射頻信號；和 確定所述的輸入射頻信號相對于所述的輸出射頻信號的相移且使 用所述的相移來計算器官內(nèi)的血流。
42. 根據(jù)權(quán)利要求41所述的方法，其中使用所述的相移計算血流 包括使用所述的相移和血流之間的線性關(guān)系。
43. 根據(jù)權(quán)利要求42所述的方法，其中所述的線性關(guān)系的比例系數(shù)包括對象的心臟的心臟收縮期噴出時間。
44. 根據(jù)權(quán)利要求41所述的方法，進一步包括降低或消除所述的輸入射頻信號的幅值調(diào)制，以提供大體上恒定包絡的輸入射頻信號。
45. 根據(jù)權(quán)利要求44所述的方法，其中所述降低或消除所述的幅值調(diào)制包括維持所述的大體上恒定包絡的輸入射頻信號的相位調(diào)制。
46. 根據(jù)權(quán)利要求44所述的方法，其中通過限幅放大器進行所述的幅值調(diào)制的降低或消除。,其中所述的導數(shù)從包括一階導 ，其中所述的微分器從包括數(shù)字 ,進一步包括用于顯示血流的顯 ，其中所述的顯示裝置能顯示作 ,其中所述的信噪比增加至少]0 ,其中所述的信噪比增加至少2<3
47. 根據(jù)權(quán)利要求41所述的方法，其中進一步包括將所述的輸出 射頻信號與所述的輸入射頻信號混合，以提供代表了血流的混合的射頻 信號，且濾除所述的混合的射頻信號的部分以大體上增加所述的混合的 射頻信號的剩余部分的信噪比。
48. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中所述的混合包括提供射頻 和與射頻差。
49. 根據(jù)權(quán)利要求48所述的方法，其中通過設計且構(gòu)造為濾除所 述的射頻和的低通濾波器來進行所述濾除所述的混合的射頻信號的所 述的部分。
50. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，進一步包括對所述的混合的射 頻信號的所述的剩余部分的模擬放大。
51. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，進一步包括對所述的混合的射頻信號的所述的剩余部分的數(shù)字化。
52. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中通過多個電極進行所述的 輸出射頻信號的所述的傳輸和所述的輸入射頻信號的所述的感測，且該 方法進一步包括最小化所述的輸入射頻信號對所述的多個電極和對象 的器官之間的阻抗差的靈敏度。
53. 根據(jù)權(quán)利要求52所述的方法，其中所述的輸入射頻信號對所述的阻抗差的所述靈敏度的所述的最小化通過至少一個特征為其阻抗 大體上大于所述的阻抗差的差動放大器進行。
54. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，進一步包括使用所述的混合的射頻信號的所述的剩余部分計算至少一個量，所述的至少一個量從包括 每搏輸出量、心輸出量、腦腔內(nèi)血容量和動脈血液流量的組中選擇。
55. 根據(jù)權(quán)利要求54所述的方法，其中所述的動脈血液流量從包 括如下項的組中選擇:外頸動脈血液流量、內(nèi)頸動脈血液流量、尺動脈 血液流量、橈動脈血液流量、臂動脈血液流量、髂總動脈血液流量、髂 外動脈血液流量、后脛動爿永血液流量、前脛動脈血液流量、腓動脈血液 流量、足底外側(cè)動脈血液流量、足底內(nèi)側(cè)動月永血液流量和足底深動脈血 液流量。
56. 根據(jù)權(quán)利要求54所述的方法，進一步包括根據(jù)所述的至少一個量的值控制對象的心率。
57. 根據(jù)權(quán)利要求56所述的方法，其中通過起搏器進行所述控制 對象的心率。
58. 根據(jù)權(quán)利要求54所述的方法，進一步包括使用所述的至少一 個量的值來選擇藥物的量和類型和向?qū)ο蠼o藥所述量的和所述類型的 藥物。
59. 根據(jù)權(quán)利要求54所述的方法，進一步包括提供到對象心臟的部分的外科入路位置且在大的時間量維持所述的心臟的所述的部分的 心臟膨脹的降低，以增加所述的心輸出量。
60. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中通過將多個電極連接到對 象的皮膚進行所述傳輸所述的輸出射頻信號到器官和感測器官的所述 的輸入射頻信號。
61. 根據(jù)權(quán)利要求60所述的方法，其中所述的多個電極的個數(shù)選 擇為將所述的輸入射頻信號與從包括姿勢改變影響、呼吸影響和運動影 響的組中所選擇的至少一個影響大體上分離。
62. 根據(jù)權(quán)利要求60所述的方法，其中所述的多個電極包括兩個電極。
63. 根據(jù)權(quán)利要求60所述的方法，其中所述的多個電極包括三個 電極。
64. 根據(jù)權(quán)利要求60所述的方法，其中所述的多個電極包括四個 電極。
65. 根據(jù)權(quán)利要求60所述的方法，其中所述的多個電極的所述的連接為對通過所述的電極傳輸?shù)碾娦盘柧哂写篌w上恒定的靈敏度而與 所述的電極在對象上的定向無關(guān)。
66. 根據(jù)權(quán)利要求60所述的方法，其中所述的多個電極的至少部 分包括設計且構(gòu)造為纏繞對象的外部器官的至少部分的至少一個延長 的傳導材料，以具有對通過所述的電極傳輸?shù)碾娦盘柕拇篌w上恒定的靈 敏度而與所述的電極在所述的外部器官上的定向無關(guān)。
67. 根據(jù)權(quán)利要求66所述的方法，其中所述的外部器官從包括 胸、臀、股、頸、頭、臂、前臂、腹、臀肌、腿和足的組中選擇。
68. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，進一步包括檢測對象的第一位 置和第二位置之間的電壓且響應于所述的電壓生成所述的輸入射頻信號，其中所述的輸入射頻信號代表了器官的阻抗和/或血液動力學電抗。
69. 根據(jù)權(quán)利要求68所述的方法，進一步包括進行至少一個時間 微分，以此提供器官的所述的阻抗和/或血液動力學電抗的各導數(shù)。
70. 根據(jù)權(quán)利要求69所述的方法，其中所述的導數(shù)從包括一階導 數(shù)和二階導數(shù)的組中選擇。
71. 根據(jù)權(quán)利要求69所述的方法，其中所述的時間微分的所述的 進行從包括數(shù)字微分和模擬微分的組中選擇的過程來實現(xiàn)。
72. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，進一步包括使用顯示裝置顯示 血流。
73. 根據(jù)權(quán)利要求72所述的方法，其中所述的顯示裝置能顯示作 為時間函數(shù)的血流。
74. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中所述的信噪比增加至少10dB。
75. 根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中所述的信噪比增加至少20dB。
76. —種用于從傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信號和從器官接收到的輸 入射頻信號確定對象的器官內(nèi)的血流的設備，該設備包括具有設計且構(gòu)造為降低或消除所述輸入射頻信號的幅值調(diào)制的包 絡消除單元的電子電路，以因此提供大體上恒定包絡的輸入射頻信號； 和用于使用大體上恒定包絡的所述的輸入射頻信號確定器官內(nèi)的血 流的信號處理單元。
77. 根據(jù)權(quán)利要求76所迷的設備，其中所迷的信號處理單元設計且構(gòu)造為確定輸入射頻信號相對于大體上恒定包絡的輸出射頻信號的 相移，所述的相移代表了器官內(nèi)的血流。
78. 根據(jù)權(quán)利要求76所述的設備，其中所述的包絡消除單元設計 且構(gòu)造為維持所述的輸入射頻信號的相位調(diào)制。
79. 根據(jù)權(quán)利要求76所述的設備，其中所述的包絡消除單元包括 限幅放大器。
80. 根據(jù)權(quán)利要求76所述的設備，進一步包括用于將輸出射頻信 號與大體上恒定包絡的所述的輸入射頻信號混合的混合器，以因此提供 混合的射頻信號。
81. 根據(jù)權(quán)利要求80所述的設備，其中所述的電子電路設計且構(gòu)造為濾除所述的混合的射頻信號的部分，以大體上增加所述的混合的射 頻信號的剩余部分的信噪比。
82. 根據(jù)權(quán)利要求80所述的設備，其中所述的混合器可運行以提供射頻和與射頻差。
83. 根據(jù)權(quán)利要求82所述的設備，其中所述的電子電路包括用于 濾除所述的射頻和的低通濾波器。
84. 根據(jù)權(quán)利要求81所述的設備，其中所述的電子電路包括用于 放大所述的混合的射頻信號的所述的剩余部分的模擬放大電路。
85. 根據(jù)權(quán)利要求81所述的設備，其中所述的電子電路包括用于 將所述的混合的射頻信號的所述的剩余部分數(shù)字化的數(shù)字轉(zhuǎn)換器。
86. 根據(jù)權(quán)利要求77所述的設備，其中輸出和輸入射頻信號經(jīng)由 多個電極傳輸，且進一步地其中所述的電子電路設計且構(gòu)造為最小化所 述的輸入射頻信號對所述的多個電極和對象的器官之間的阻抗差的靈 敏度。
87. 根據(jù)權(quán)利要求86所述的設備，其中所述的電子電路包括至少 一個特征為其阻抗大體上大于所述的多個電極和對象的器官之間的所 述的阻抗差的差動放大器。
88. 根據(jù)權(quán)利要求81所述的設備，其中所述的信噪比增加至少10dB。
89. 根據(jù)權(quán)利要求81所述的設備，其中所述的信噪比增加至少20dB。
全文摘要
使用傳輸?shù)狡鞴俚妮敵錾漕l信號和從器官接收到的輸入射頻信號計算對象的器官內(nèi)的血流的方法，方法包括確定輸入射頻信號相對于輸出射頻信號的相移且使用相移計算器官內(nèi)的血流。
文檔編號A61B5/02GK101160091SQ200680012560
公開日2008年4月9日 申請日期2006年1月18日 優(yōu)先權(quán)日2005年2月15日
發(fā)明者A·B·西蒙, H·克倫 申請人:奇塔醫(yī)療有限公司