專利名稱：多普勒運動傳感器裝置和使用多普勒運動傳感器裝置的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及感測設(shè)備并且，更具體地，涉及用于感測流體速度的感測設(shè)備。
背景技術(shù)：
出于醫(yī)學原因，需要對患者的體內(nèi)參數(shù)監(jiān)測一段時間。心臟的心律失常是引起心 臟在身體間泵血的電脈沖的正常序列的變化。因為異常的心臟脈沖變化可能僅偶發(fā)地出 現(xiàn)，所以會需要連續(xù)的監(jiān)測來檢測心律失常。醫(yī)療人員利用連續(xù)的監(jiān)測可以特性化心臟狀 況并建立適當?shù)闹委熯^程。測量心律的一種現(xiàn)有技術(shù)設(shè)備是美敦力(Medtronic)(美國，明尼蘇達州，明尼阿 波利斯市)的“Reveal”監(jiān)測器。該設(shè)備包括可植入心臟監(jiān)測器，用于例如確定患者的暈厥 (昏倒)是否與心臟節(jié)律問題有關(guān)。Reveal監(jiān)測器連續(xù)不斷地監(jiān)測心臟的速率和節(jié)律達14 個月之長。在從昏倒經(jīng)歷中醒來之后，患者將記錄器設(shè)備放置在皮膚外部、在植入的Reveal 監(jiān)測器的上方，并按按鈕來將數(shù)據(jù)從監(jiān)測器傳送到記錄設(shè)備。將記錄設(shè)備提供給醫(yī)生，醫(yī)生 對存儲在記錄設(shè)備中的信息進行分析從而確定是否記錄到了異常的心臟節(jié)律。記錄器的使 用既不是自動的也不是自主的，并且因此需要要么患者是有意識的、要么另一個人的干預 來將信息從監(jiān)測器傳送到記錄設(shè)備。另一個已知類型的可植入監(jiān)測設(shè)備是發(fā)射應(yīng)答器類型的設(shè)備，其中將發(fā)射應(yīng)答器 植入患者中并隨后用手持式電磁讀取器以非侵入式的方式對其進行訪問。在第5，833，603 號美國專利中描述了后一類型的設(shè)備示例。

發(fā)明內(nèi)容
本文中公開了用于獲取信號和計算測量結(jié)果的感測設(shè)備。在一個實施例中，感測
5設(shè)備包括具有一個或多個換能器的傳感器，換能器用于發(fā)送和接收聲能并將接收到的聲能 轉(zhuǎn)換為一個或多個信號。將傳感器面向?qū)Ч艿囊粋?cè)進行定位。計算設(shè)備對傳感器進行操作 并對多個信號進行處理來獲得測量值。傳感器和計算設(shè)備被包圍在外殼中。在本文中還公開了用于獲取信號和計算測量結(jié)果的方法。方法的一個實施例包 括以下步驟提供如以上段落中所公開的傳感器設(shè)備，從一個或多個換能器發(fā)送聲能，從一 個或多個換能器接收聲能來獲得一個或多個信號，對一個或多個信號進行處理來獲得測量 值，以及對測量值進行分析來獲得表示流體特性的參數(shù)值。在另一個實施例中，提供了用于對血管和流過血管的血液中的至少一個的特性進 行聲學測量的設(shè)備。該設(shè)備包括具有第一側(cè)和第二側(cè)的外殼、傳感器組件和計算設(shè)備。傳 感器組件被安裝至外殼并且包括一個或多個換能器，換能器用于穿過外殼的第一側(cè)發(fā)送聲 能，接收穿過外殼的第一側(cè)的聲能，以及將聲能轉(zhuǎn)換為信號。計算設(shè)備被配置為將一個或多 個換能器激活并對信號進行解譯來確定特性。外殼包圍傳感器和計算設(shè)備。通過結(jié)合附圖參照本發(fā)明的實施例的下列描述，本發(fā)明的特征以及實現(xiàn)它們的方 式將變得更加明白并且本發(fā)明自身將更好理解。


圖IA是感測設(shè)備的示例性實施例的側(cè)視示意圖；圖IB是圖1的感測設(shè)備的外表面面向(outwardly-facing)圖；圖IC是圖1的感測設(shè)備的透視圖；圖2和圖3是圖1的感測設(shè)備和血管的側(cè)視示意圖；圖4是多普勒傳感器的示例性實施例的示意性頂部視圖；圖5是波和流體流動定向的概念向量表示；圖6A-6D分別是根據(jù)另一個示例性實施例的多普勒傳感器的示意性正視圖、側(cè)視 圖、頂視圖和透視圖；圖7是多普勒傳感器的另一個示例性實施例的示意性頂視圖；圖8是適用于對來自圖1的感測設(shè)備的通信信號進行發(fā)送和接收的系統(tǒng)的概念 圖；圖9是用于對運動進行測量的示例性方法的流程圖；圖10是心臟周期的示意圖；圖11是流過血管的流體的概念圖；圖12是在心臟周期期間進行測量的曲線圖；圖13是根據(jù)示例性實施例的多普勒傳感器的概念圖；貫穿幾個圖，相應(yīng)的附圖標記表示的相應(yīng)的部分。雖然附圖表示本發(fā)明的實施例， 但是為了更好地說明和解釋本發(fā)明，附圖不是必須成比例的并且可以放大某些特征。本文 中所提出的范例以幾種形式說明了本發(fā)明的實施例并且這樣的范例將不會被解釋為以任 何方式對本發(fā)明的范圍進行限制。
具體實施例方式以下討論的實施例并不打算是窮盡的或?qū)⒈景l(fā)明限制于下列詳細描述中所公開的精確形式。更確切地，對實施例進行選擇和描述以使得本領(lǐng)域的其它技術(shù)人員可以應(yīng)用 實施例的教示。圖IA示出了根據(jù)一個示例性實施例的感測設(shè)備1。感測設(shè)備1通常包括多個部 件，部件包括多普勒傳感器60、計算設(shè)備20、通信設(shè)備30和能量存儲設(shè)備40，每個部件都安 裝在板80上并且與計算設(shè)備20進行電子通信。部件被包圍在外殼90中。在一個實施例 中，能量存儲設(shè)備40適用于接收來自外部能量源46的電磁能量波44。在一個實施例中，感測設(shè)備1被適用于確定患者的生理狀況?！盎颊摺笔侵干頎?況被感測設(shè)備1所測量的人或動物。雖然本文中所公開的發(fā)明是在醫(yī)學背景下進行描述， 但是本文中所公開的教示同樣可應(yīng)用于需要小型的數(shù)據(jù)獲取組件來隨著時間進行測量的 其它背景下。例如，傳感器組件在沒入水中的或難以到達的應(yīng)用中、在危險的環(huán)境下、在具 有重量和尺寸限制的應(yīng)用中、在現(xiàn)場調(diào)查研究活動中等可以是理想的。在一個實施例中，感測設(shè)備1被皮下植入在患者體內(nèi)。然而，應(yīng)該理解，可以使用 各種植入技術(shù)將感測設(shè)備1植入在不同的位置。例如，可以將感測設(shè)備1植入在胸腔中、肋 廓(rib cage)之下。外殼90可以以圓形盤或橢圓形盤的形狀形成，其尺寸大致與兩個堆 疊的25美分硬幣相同。當然，取決于應(yīng)用，可以將外殼90配置為多種其它形狀。外殼可以 包括四個向外突出的環(huán)92，在圖IB和圖IC中示出，用于接受縫合從而在患者的體內(nèi)將組件 皮下地固定。取決于外殼90的形狀可以設(shè)置更多或更少的環(huán)92。當被如此固定時，多普勒 傳感器60被面向內(nèi)地定位，而以下詳細描述的能量耦合器面向外。在感測設(shè)備1的另一個實施例中，將多普勒傳感器60和感測設(shè)備1的其它功能部 件(feature)與植入式心臟設(shè)備集成在一起，植入式心臟設(shè)備例如起搏器、心臟再同步治 療(CRT)設(shè)備、植入式心率轉(zhuǎn)復除顫器(I⑶)等。在一個實施例中，可以通過將感測設(shè)備的 部件與心臟設(shè)備組合來實現(xiàn)集成。例如如果心臟設(shè)備包括計算設(shè)備，則可以將執(zhí)行方法的 算法與心臟設(shè)備的計算設(shè)備相結(jié)合而不是增加第二計算設(shè)備。以類似的方式，可以將能量 存儲器和通信設(shè)備相組合來避免重復(duplication)。在一個實施例中，將感測設(shè)備的一些 部件包括在外殼內(nèi)并且一些部件附屬于心臟設(shè)備。心臟設(shè)備和外殼中的部件被可操作地連 接起來。在另一個實施例中，將感測設(shè)備1定位在患者身體的外部。設(shè)置了支撐構(gòu)件來在 身體外部對感測設(shè)備1進行支撐?？梢詫⒅螛?gòu)件永久地或臨時地耦接至感測設(shè)備1。在 一個實施例中，支撐構(gòu)件包括粘合層，用于將支撐構(gòu)件黏附地耦接至患者身體。在另一個實 施例中，支撐構(gòu)件包括可以是彈性的帶子，用于相對于患者的身體固定感測設(shè)備1?？梢越柚诶绯晝x的外部映象(mapping)系統(tǒng)將感測設(shè)備1皮下地植入或定 位在患者上。合適的放置確保關(guān)注的血管位于感測設(shè)備1的感測范圍內(nèi)。在關(guān)注的血管是 主動脈的情況下，可以將感測設(shè)備1定位在患者的胸部或者背部的某個位置，該位置使通 過以本文中所描述的方式獲得的測量的、由肋骨所引起的干擾有所減少。1.多普勒傳感器多普勒傳感器包括一個或多個換能器，用于使物體受聲波作用并接收被反射的超 聲波。通過將超聲能量的聲穿透波以已知角度引導向流體、對被反射的超聲能量的頻移進 行測量、然后計算出流體的速度，從而可以確定所關(guān)注的流體的速度。多普勒頻移與平行于 聲穿透波的速度向量的分量成比例。用以下方程式來確定流體的速度ν
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ν = fd · c/(2 · f · cos θ )其中c是血液中的聲速，f是聲穿透波的頻率，θ是波和速度向量之間的角度，并 且fd是多普勒頻移。在下文中參照圖9-圖12對基于速度測量來計算血壓的方法的實施 例進行非常詳細的描述。換能器是將聲能轉(zhuǎn)換為電信號以及將電信號轉(zhuǎn)換為聲能的設(shè)備。取決于一個或多 個換能器的操作方法，可以用各種方法計算頻移。在操作的一個方法中，多普勒傳感器可以 是連續(xù)波傳感器。連續(xù)波多普勒傳感器包括用于發(fā)送超聲波的換能器和用于接收超聲波的 換能器。在該方法中通過比較兩個波來直接測量頻移。在另一個方法中，可以使用脈沖波 多普勒傳感器。脈沖波多普勒傳感器具有單一換能器，用于發(fā)送超聲波和用于接收超聲波。 在發(fā)送波之后，多普勒傳感器從發(fā)送操作模式切換為接收操作模式。通過對隨后接收到的 波之間的相移進行比較來測量頻移。被依次發(fā)送和接收的多個波是計算相移所必需的?？?以用例如卡塞(Kasai)算法或互相關(guān)算法的公知的算法來獲得接收的脈沖和發(fā)送的脈沖 之間的相移。換能器可以包括線圈、壓電材料以及其它適合的換能器?？梢詫Q能器聚焦以便 發(fā)送聲能的窄波或者聲能束。換能器還可以發(fā)送聲能的寬波或聲能的未聚焦波?？梢詫?個或更多個換能器組合成線性陣列來發(fā)送能夠用理想數(shù)量的能量來使大范圍受到聲波作 用的聲波。大是指范圍比可以受到單一換能器的聲波作用的范圍大?？梢詫⒕€性陣列連接 起來以使得將它們可以好像由單一換能器組成的那樣進行驅(qū)動。還可以將線性陣列連接起 來以使得每個換能器段作為獨立的換能器進行操作。圖2示出對具有紅細胞5中的血紅蛋白的血液4進行輸送的血管3與多普勒傳感 器60之間的關(guān)系。多普勒傳感器60具有換能器61，換能器61面向由血管3輸送的流體4 進行定位。由換能器61發(fā)送的波62被示出為沿著由垂直于換能器61的表面的中心線63 所指示的方向傳播。箭頭6指示出在血管3中流動的流體4的方向。雖然在本文中描述了 多普勒傳感器60來描述多普勒傳感器在感測組件1中的功能，但是本文中所描述的其它多 普勒傳感器執(zhí)行相同功能并且，通常，在本申請和相關(guān)申請中所引用的多普勒傳感器60同 樣適用于本文中所描述的其它多普勒傳感器。在一個實施例中，例如脈沖發(fā)生器的驅(qū)動設(shè)備提供與想要得到的頻率相對應(yīng)的輸 出。輸出可以被例如晶體管的放大器放大、與計算設(shè)備20集成或者提供在計算設(shè)備20的 外部。輸出可以包括波形。計算設(shè)備20可以提供頻率生成功能。在一個可替換實施例中， 由驅(qū)動設(shè)備向換能器提供與想要得到的超聲頻率相對應(yīng)的電壓并且換能器將電能轉(zhuǎn)換為 超聲波形式的聲能。在一個實施例中，感測設(shè)備1具有通信端口，用于與其它設(shè)備相連或者與其它設(shè) 備交換信息。示出了連接器85。下面參照圖8對連接到感測設(shè)備1的其它部件的連接器 85的操作進一步做更加詳細地描述。圖3示出被反射的超聲波64。波64被示出為沿著由中心線63所指示的方向進行 傳播。波64在與波62的傳播方向相反的方向上進行傳播。波64還具有與波62的頻率不 同的頻率。通過對換能器的選擇來確定差異。在一個實施例中，波62是連續(xù)波并且波64 與波62同時期地被反射。在另一個實施例中，波62是在反射波64到達換能器A之前由換 能器A發(fā)送的脈沖波。計算設(shè)備20可以引導換能器A發(fā)送波62并且對波64到達發(fā)送器A所需要的時間進行測量。波以公知的恒定速度通過軟組織進行傳播?？梢詮牟?2的發(fā)送 和波64的接收之間的傳播時間來計算沿著中心線63從換能器A到血管3的距離。圖4示出包括線性陣列換能器A、B和C的多普勒傳感器70。多普勒傳感器70可 以與感測設(shè)備1的其它部件耦接或集成。換能器A、B和C中的每一個可操作地與驅(qū)動設(shè)備 (未示出)相連接，驅(qū)動設(shè)備給每個換能器供以動力從而引起每個換能器發(fā)送能夠傳播一 定距離到關(guān)注的流體并且在到達流體時反射相移波的超聲波?？梢砸圆煌念l率驅(qū)動換能 器A、B和C中的每一個來對由多普勒傳感器70所接收的反射波的源進行區(qū)別。為了方便 起見，線性陣列中的每個換能器在本文中被稱為換能器段(segment)。在示出的實施例中， 每個線性陣列換能器包括五個換能器段。換能器段可以被可操作地連接來被分別地或者同 時地激活。一個或多個換能器段的分開激活是理想的來限制功率消耗?？梢酝瑫r激活多于 一個的換能器段來擴展每個發(fā)送波的影響。當然，如果激活了線性陣列中的所有段，則線性 陣列像單一換能器那樣操作。多普勒傳感器70可以包括三個這樣的換能器。將換能器A、B和C相對于彼此一定角度地進行布置。在圖4中示出的一個實施例 中，換能器B和C被布置成相對于換能器A 45度的角度并相對于彼此90度。換能器可以 相對于其它換能器不同角度地進行布置。對位置和角度進行選擇來將聲能定向在從血管處 對聲能進行最優(yōu)反射的方向。至少部分地基于對患者的具體分析來進行選擇。對患者的具 體分析可以確定將感測設(shè)備1定位在哪里，例如外部地或植入地、定位在前面或者后面，并 且感測設(shè)備1的位置將確定從多普勒傳感器到關(guān)注的血管的距離。在一個實施例中，換能 器B和C被布置成相對于換能器A 30度的角度并相對于彼此120度。換能器A包括段A1-A5，換能器B包括段B1-B5，并且換能器C包括段C1-C5。每個 段可以對波形式的超聲能量進行發(fā)送和接收。在每個段處開始并垂直于段而伸出的箭頭表 示由每個段所發(fā)送的波的方向。此外，箭頭72、74和76分別表示由換能器A、B和C所產(chǎn)生 的波的合計方向。根據(jù)換能器和目標流體之間的距離來選擇聲能的頻率。通常在2-lOMHz 之間的頻率處激勵換能器來在通過患者的軟組織之后到達通常在3-20cm距離處的輸送血 液的血管。在一個實施例中，在2-lOMHz之間的頻率處激勵換能器A、B和C中的每一個。在 另一個實施例中，在5Mhz頻率處對換能器A的一個或多個段進行激勵，在4. 5Mhz頻率處對 換能器B的一個或多個段進行激勵，并且在5. 5Mhz頻率處對換能器C的一個或多個段進行 激勵?？梢栽诰€性陣列換能器的每個段處測量反射波。每個段可以被順序地激勵并且可以 被激勵多次。在其它實施例中，可以使用多于五個段或少于五個段來形成換能器單元。在 一個實施例中，使用十到十五個段。多普勒頻移或頻移與平行于撞擊波的速度向量的分量成比例。因為多普勒頻移取 決于波和速度向量之間的角度θ的余弦，并且余弦函數(shù)的范圍在0到1之間，所以由與速 度向量平行定向的波所產(chǎn)生的信號產(chǎn)生最優(yōu)的信號。在一個實施例中，計算設(shè)備20僅從角 度θ = Q1小于或等于20度的波產(chǎn)生信號。圖5概念地示出速度向量6和先前在圖4中 呈現(xiàn)的、具有方向72、74和76的波之間的關(guān)系。圖5還示出以相對于速度向量6角度Q1 布置的四個箭頭。箭頭74被示出為相對于速度向量6形成比Q1小的角度。因此，定向在 由箭頭74所表示的方向上的波、在此情況下是由線性陣列換能器B所產(chǎn)生的波可以生成可 用信號。相對地，定向在由箭頭72和76所表示的方向上的、對應(yīng)于換能器A和C的波將不 產(chǎn)生可用信號。
在一個實施例中，感測設(shè)備1包括被配置為對血管的位置和直徑進行檢測的光學 傳感器組件。感測設(shè)備1可以基于血管的位置來確定哪些換能器將不產(chǎn)生可用信號，并且 為了節(jié)省能量將僅從可以產(chǎn)生可用信號的換能器處發(fā)送超聲波。為了增加多普勒傳感器的范圍，可以將另外的換能器設(shè)置為以不同角度進行布 置，以使得可以以某個角度定位一個或多個換能器，該角度產(chǎn)生定向在相對于速度向量小 于或等于20度的角度處的波。在一個實施例中，將三個換能器以K的形狀進行排列來使得 即使當多普勒傳感器70和血管3的相對位置隨著時間或者其它因素，例如患者的活動水平 和姿勢，而略微改變的時候多普勒傳感器70也能夠獲得足夠數(shù)量的信號。由一個換能器產(chǎn) 生的反射波可以被多于一個的換能器所接收。然而，由于波具有與每個發(fā)送換能器對應(yīng)的 頻率，所以多普勒傳感器70能夠基于相應(yīng)的發(fā)送換能器的相對位置及其發(fā)送頻率選擇性 地過濾信號以使得多普勒頻移可以被適當?shù)刈R別。頻移對應(yīng)于速度以及流動方向。在一個實施例中，當波撞擊在除了關(guān)注的血管以外的血管上的時候，來自由線性 陣列換能器A、B和C的段所接收的波的信號被過濾掉?？梢耘c獲得相對位置數(shù)據(jù)的方式相 同的方式來獲得除了關(guān)注的血管以外的血管的位置，以下將對該方式進行解釋。在另一個 實施例中，計算設(shè)備20首先為每個段確定角度θ，只有當段的角度θ可以生成可用信號的 時候才選擇性地激勵換能器Α、Β和C的段，由此節(jié)省能量。此外，如果換能器的所有段可以 產(chǎn)生可用信號，計算設(shè)備20可以對產(chǎn)生的信號數(shù)量進行限制來節(jié)省能量。例如，如果所有 五個段被定位來產(chǎn)生可用信號，計算設(shè)備20可以選擇三個信號來節(jié)約40%的生成五個信 號所必需的能量。當將包括線圈的多個換能器極其接近地定位時，每個換能器會干擾其它換能器的 操作?？梢杂煤线m的過濾算法來抵消(neutralized)干擾。然而，以這種方式過濾需要另 外的存儲器和能量來處理算法。圖6A-6D示出配置為使換能器之間的干擾最小化的多普 勒傳感器170。多普勒傳感器170包括分別具有線圈176、177和178的換能器171、172和 173。圖6A、6B、6C和6D分別是多普勒傳感器171的正視圖、側(cè)視圖、頂視圖和透視圖。換 能器171、172和173在由符號X所表示的三個側(cè)面上用配置為阻擋電磁波的材料并且在由 符號Y所表示的第四個面上用配置為允許電磁波穿過的材料對線圈176、177和178進行包 圍。本文中側(cè)面Y被稱為電磁窗口。阻擋材料可以是包括金屬的任何適合的材料，非阻擋 材料可以是例如塑料的任何適合的材料。阻擋材料物理上消除了線圈176、177和178之間 的干擾，由此節(jié)省能量并通過減少內(nèi)存需求而使得感測設(shè)備1進一步小型化。換能器171、 172和173是堆疊的而不是放置在共同的平面上。為補償堆疊而產(chǎn)生的計算需求，例如給幾 何距離計算引入第三維度，消耗可忽略的資源。在許多情況下，由于堆疊的可忽略的影響， 可以將堆疊影響完全忽略不計。圖7示出根據(jù)又一個示例性實施例的多普勒傳感器。多普勒傳感器270包括可以 是單一換能器或線性陣列換能器的換能器271-279。將換能器271-279以三個K的形狀定 位來在沒有增加感測設(shè)備1的外形(profile)并因而沒有向計算中引入堆疊變量的情況下 提供更廣泛的感測范圍?？梢允褂酶嗷蚋俚膿Q能器來適應(yīng)外殼的形狀和感測設(shè)備1所 放置的位置。在示出的實施例中，換能器271、274和277包括三個K形陣列的底部。將換 能器271和277相對于換能器274以30度的角度進行布置并且將換能器271和277中的 每一個相對于每個K型陣列的剩余的兩個腿以45度的角度進行布置。
如先前所討論的那樣，計算血液速度需要知道波和血管3之間的入射角度θ?？?以以各種方式獲得入射角和其它對血管3和多普勒傳感器的相對位置進行表征的數(shù)據(jù)。一 旦獲得入射角和其它數(shù)據(jù)，可以將其存儲在存儲器中作為參考值。在一個實施例中，可以由 外部設(shè)備通過通信設(shè)備30給計算設(shè)備20提供相對位置數(shù)據(jù)。外部設(shè)備可以向通信設(shè)備 30無線地發(fā)送包括相對位置數(shù)據(jù)的通信信號。在另一個實施例中，可以由另一個植入式設(shè) 備通過通信設(shè)備30給計算設(shè)備20提供相對位置數(shù)據(jù)。其它植入式設(shè)備包括但不限于起搏 器、心臟再同步治療(CRT)設(shè)備、植入式心率轉(zhuǎn)復除顫器(ICD)等。在又一個實施例中，可 以由包括在感測設(shè)備1中的另一個傳感器或傳感器組件給計算設(shè)備20提供相對位置數(shù)據(jù)。 在以上引用的“光學傳感器申請”中提供了用于檢測血管的相對位置的傳感器組件。一旦 確定了所選擇的信號，計算設(shè)備20通過根據(jù)公知的頻移和角度算法或表格來比較發(fā)送波 的頻率和接收波的頻率從而計算血液速度值。在感測設(shè)備1的另一個實施例中，將多普勒傳感器和感測設(shè)備1的其它功能部件 (feature)與植入式心臟設(shè)備集成在一起，植入式心臟設(shè)備例如起搏器、心臟再同步治療 (CRT)設(shè)備、植入式心率轉(zhuǎn)復除顫器(ICD)等。雖然可以對感測設(shè)備1進行編程來相對偶爾地執(zhí)行血液速度測量從而節(jié)約功率 (例如每天一次或兩次)，但是應(yīng)該理解，隨著電池技術(shù)的改進，功率節(jié)約將不再是個問題， 可以更加頻繁地進行測量。此外，當感測設(shè)備1不是被植入(即被患者外部佩戴)的時候， 可以通過連接器85向感測設(shè)備1供電，由此消除了節(jié)約功率的需要并且允許頻繁甚至連續(xù) 的測量。2.計算設(shè)備計算設(shè)備20包括多個部件。雖然本文中所描述的部件好像它們是獨立部件，但 是可以將部件組合成例如專用集成電路的單一設(shè)備。計算設(shè)備20包括處理器、存儲器、一 個或多個程序、輸入設(shè)備和輸出設(shè)備。存儲器可以包括但不限于RAM(隨機存取存儲器)、 R0M(只讀存儲器),EEPROM(電可擦可編程只讀存儲器)、flash(閃存)存儲器或其它存儲 器技術(shù)?？梢詫⑻幚砥骱痛鎯ζ鳂?gòu)造在集成電路中。該集成電路可以包括一個或多個多普 勒傳感器60、70、170和270和通信設(shè)備30。此外，計算設(shè)備20可以在集成電路上包括A/D 轉(zhuǎn)換器和/或D/A轉(zhuǎn)換器?？商鎿Q地，可以分別設(shè)置A/D轉(zhuǎn)換器和/或D/A轉(zhuǎn)換器。程序表示指導處理器執(zhí)行響應(yīng)于數(shù)據(jù)的任務(wù)的計算機指令。程序存在于存儲器 中。包括參考數(shù)據(jù)和測量數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)也存在于存儲器中?？梢詫⒖紨?shù)據(jù)存貯在ROM中， 或者可以將其存儲在RAM中使得可以隨著時間要么響應(yīng)于外部輸入、要么響應(yīng)于隨著時間 所采集的測量數(shù)據(jù)的特性來進行修改。還可以設(shè)置對測量值進行響應(yīng)的協(xié)議。可以將協(xié)議 存儲在永久性存儲器中或者可以將其存儲在例如RAM的非永久性存儲器中。計算設(shè)備20通過輸入設(shè)備和輸出設(shè)備來對多普勒傳感器60、70、170和270和通 信設(shè)備30進行控制。計算設(shè)備20可以對多普勒傳感器60、70、170和270的波的數(shù)目、頻 率、功率級和發(fā)送進行控制來用最少量的能量獲得期望的測量結(jié)果。圖8公開了用于與感測設(shè)備1交換信息的系統(tǒng)300。系統(tǒng)300包括可選地具有連 接器85的感測設(shè)備1 (在圖IA中示出)。系統(tǒng)300還可以包括計算機302、經(jīng)由線纜303 可操作地耦接至計算機302的對接站(docking station) 304、和電話306。在一個實施例 中，系統(tǒng)300基于由計算設(shè)備20所執(zhí)行的處理來向感測設(shè)備1無線地發(fā)送通信信號并從感
11測設(shè)備1無線地接收通信信號。連接器85適用于插入到對接站304中。感測設(shè)備1被示出對接(dock)在對接站 304上。當被對接的期間，感測設(shè)備1可以對能量存儲設(shè)備40充電。將對接站304可選地 耦接至計算機302來在將感測設(shè)備1放置在患者身上或患者體內(nèi)之前對存儲在計算設(shè)備20 的存儲器中的程序和參考值進行更新。在另一個實施例中，可以將感測設(shè)備2放置于患者 外部，并且將連接器85可操作地耦接至能量源從而對感測設(shè)備2供以動力并防止能量存儲 設(shè)備40的耗盡。在文一個實施例中，可以通過連接器85將另外的傳感器和設(shè)備耦接至感測設(shè)備 1。其它的傳感器和設(shè)備可以包括但不限于另外的傳感器組件2、溫度傳感器、壓力傳感器和 加速度計。其它的設(shè)備可以包括或可以不包括計算設(shè)備。還可以將其它的設(shè)備與感測設(shè)備 1在外殼90內(nèi)相結(jié)合。在以上引用的相關(guān)的“集成心臟申請”中公開了集成感測設(shè)備。通 過將適用于操作另外的傳感器和設(shè)備的、修改過的程序下載到計算設(shè)備20的存儲器中，感 測設(shè)備1的操作可以適用于對另外的傳感器和設(shè)備進行操作。下載可以發(fā)生在當將計算設(shè) 備20對接在對接站的時候?？商鎿Q地，可以將新程序通過計算設(shè)備40無線地下載。圖9是示出在計算設(shè)備20中被激活來用于測量血壓參數(shù)并執(zhí)行對測量值進行響 應(yīng)的功能的程序的流程圖。在步驟400處，計算設(shè)備20從多普勒傳感器處獲得表示流體速 度的換能器信號。在一個實施例中，換能器信號包括電壓和頻率。應(yīng)該理解，速度信號來自 于由反射對象所產(chǎn)生的波。在血液速度的情況中，對象是紅細胞。通常理解的是血液中的 紅細胞的速度準確地表示了血液速度?？梢曰谛呐K周期數(shù)據(jù)啟動步驟400來限定心臟周期中的特殊點處的血液速度。 還可以響應(yīng)于通過通信設(shè)備30所接收的外部命令或由于感測設(shè)備1檢測到異常狀況來啟 動步驟400。將換能器中A、B和C中的每一個順序地激勵。在一個實施例中，換能器A發(fā) 送波，然后切換到接收模式。多普勒傳感器70以由換能器A的配置所確定的方式檢測反射 波。以相同的方式依次激活換能器B和C。在另一個實施例中，每個換能器包括發(fā)送元件和 接收元件并且因而可以將該換能器激活來同時發(fā)送和接收聲能。換能器標號或者激勵順序 是不重要的?？梢岳酶嗷蚋俚膿Q能器。選擇換能器的數(shù)量和定向來在相對于血管3 一定角度處獲得數(shù)據(jù)，該角度為預期的目的產(chǎn)生足夠的數(shù)據(jù)。在步驟402處，計算設(shè)備20對信號進行處理來獲得測量值。處理可以涉及移除固 有信號噪聲、將信號從模擬形式轉(zhuǎn)換為數(shù)字形式、定標、濾除未被選擇的波、或者對檢測信 號進行調(diào)節(jié)來將它們轉(zhuǎn)換為測量值。在一個實施例中，將在一個心臟周期中獲得的測量結(jié) 果求平均來獲得平均血液速度。在另一個實施例中，將在一個心臟周期中獲得的高值測量 結(jié)果和低值測量結(jié)果求平均來獲得平均血液速度?？梢允褂眯碾妶D(ECG)來估計什么時候 血液以最大或者最小速度流動。在處理之后，可以將測量值存儲在存儲器中或者可以對其 進行分析來首先確定是否應(yīng)該保留該值。按照本文中所提供的教示，可以按照需要重復步 驟400和402，來獲得足夠的測量值，從而計算期望的參數(shù)。以下參照圖12對基于速度測量 來計算血壓的方法的實施例進行非常詳細地描述。為了節(jié)省能量，理想的是僅在相當肯定將會獲得適合的信號的時候才操作多普勒 傳感器70。在一個實施例中，在將多普勒傳感器70激活之前可以使用低功耗傳感器來對 關(guān)注的血管相對于每個換能器的角度進行探知。在一個實施例中，感測設(shè)備1包括了在以上引用的“光學傳感器”的申請中所詳細描述的紅外傳感器組件2。傳感器組件2對感測設(shè) 備1被定位以使得從多普勒傳感器的換能器發(fā)送的波以近似等于或小于20度的角度與血 液的速度向量相交進行探知。對沒有被合適定位的換能器不進行激勵。在步驟404處，計算設(shè)備20對測量值進行分析。分析可以包括基于測量值的參數(shù) 數(shù)據(jù)的計算和/或診斷。參數(shù)數(shù)據(jù)指的是例如流體速度、心臟輸出量、心臟節(jié)律等的計算 值。診斷指的是將參數(shù)值與參考值進行比較來檢測患者的異常狀況。參考值是特定患者的 測量參數(shù)的正常值或預期值。如果檢測到異常狀況，計算設(shè)備20可以傳遞警報而不是在采 集到測量值的同時傳遞測量值(消耗不必要的功率)或者等待直到存儲器已滿或者達到預 先確定的傳輸時間的時候才發(fā)送測量值(在等待期間將患者暴露于不必要的危險)。可以同時執(zhí)行步驟400、402和404。以上所描述的對速度進行計算的裝置和方法 在計算血液和其它流體的速度時是有用的。在連續(xù)流體流動的情況下的速度計算不需要更 進一步的計算。但是，如果流體流動是周期的而不是連續(xù)的，另外的測量和計算是所期望的 來更加完全地將流動特性化并基于流動特性來診斷異常狀況。參考值可以包括目標值和可接受的變化范圍或限制。參考值還可以包括通過通信 設(shè)備30從其它傳感器獲得的或從其它設(shè)備獲得的、包括但不限于相對位置值的測量值。當參數(shù)值超出參考目標值或范圍的時候參數(shù)值指示異常。在一些實施例中，參數(shù) 值可以產(chǎn)生像例如移動平均值那樣的統(tǒng)計量，并且當參數(shù)統(tǒng)計量與參考統(tǒng)計量相差超過預 期數(shù)量的時候檢測到異常。如果參數(shù)數(shù)據(jù)與預期值相差超過預定數(shù)量，那么計算設(shè)備20可 以在對異常做出診斷之前啟動新的測量周期來對參數(shù)數(shù)據(jù)進行檢驗。一種異常的醫(yī)學狀況是心臟心率失常?？梢詫⒂嬎阍O(shè)備20配置成執(zhí)行對測量值 的分析來確定例如是否心臟節(jié)律是不規(guī)則的從而指示出了心律失常。使用外部獲得的值或者來自另外的傳感器的值可以對另外的異常醫(yī)學狀況進行 檢測。在以上引用的“光學傳感器申請”、“集成心臟申請，，和“健康狀況申請，，的相關(guān)申請 中公開了可以包括在感測設(shè)備1中的另外的傳感器。在步驟406處，如果檢測到異常狀況，特別地按照規(guī)定的協(xié)議確定狀況是嚴重的 狀況或者危險的狀況，則計算設(shè)備20發(fā)送警報?？梢詫⒕瘓笥脕韱泳瘓笃骰蛘邅砭婊?者采取補救措施。補救措施可以是終止或者減少體力活動。警報還可以向應(yīng)急服務(wù)提供全 球定位(GPQ信息。參照圖6，當發(fā)現(xiàn)異常狀況的存在，還可以將其顯示在計算機36上并 且/或者經(jīng)由通信設(shè)備30將其發(fā)送給看護者。警報可以包括文本消息或者與狀況對應(yīng)的 代碼。計算設(shè)備20還可以啟動新的測量周期并連續(xù)地響應(yīng)于檢測的異常狀況進行測量。在步驟408處，計算設(shè)備20可以啟動治療。感測設(shè)備1可以通過通信設(shè)備30接 收外部指令來響應(yīng)于警報執(zhí)行治療?？蛇x地，基于協(xié)議，也可以使用異常狀況來對適用于提 供治療的設(shè)備進行指導從而提這種治療。治療可以包括例如電擊或者提供藥品。在步驟410處，將參數(shù)值或者其它的信息傳遞給外部設(shè)備?？梢耘c以上任何步驟 一起同時地執(zhí)行步驟410?？梢詫?shù)值存儲在存儲器中并用通信設(shè)備30無線發(fā)送?？梢?將來自通信設(shè)備30的通信信號在以下狀況下周期地激活，狀況包括響應(yīng)于異常狀況、響 應(yīng)于外部接收的命令、只要存儲器使用超過預定的數(shù)量、或者只要確定能量存儲水平低的 時候，建立后兩個狀況來防止因為存儲器溢出或者能量損失而導致的數(shù)據(jù)丟失。還應(yīng)該理 解，感測設(shè)備1除了通信設(shè)備30之外還可以包括通信設(shè)備。例如，當通信設(shè)備30是蜂窩調(diào)制解調(diào)器的情況，感測設(shè)備1還可以包括備用的藍牙通信設(shè)備或射頻通信設(shè)備。這樣的備 用設(shè)備在蜂窩調(diào)制解調(diào)器在許多次嘗試之后明顯不能發(fā)送信息的情況下(例如由于可用 功率低、不良的網(wǎng)絡(luò)覆蓋等)可能是理想的。在這樣的情況下，計算設(shè)備20可以激活備用 的通信設(shè)備來向可替換的外部接收設(shè)備發(fā)送信息或者警報。例如一旦檢測到了異常狀況就執(zhí)行步驟410以便基本上實時地向看護者更新。步 驟410每隔一定間隔地執(zhí)行，例如每天一次、一周一次、一個月一次等?？商鎿Q地或者除了 這些傳輸之外，可以對計算設(shè)備20進行編程從而通過使得通信設(shè)備30發(fā)送被請求的數(shù)據(jù) 或表示被請求的數(shù)據(jù)的信息來對由通信設(shè)備30所接收到的對數(shù)據(jù)的請求(例如來自醫(yī)護 人員)進行響應(yīng)。通信信號可以被患者附近的裝備所接收來警告患者有狀況，或者由醫(yī)護人員、親 戚或其它預定的接收者遠程地(例如通過網(wǎng)絡(luò))接收。時間點上的血液速度取決于該時間點與患者的心臟周期的哪處相對應(yīng)。心臟周期 具有電部分和流動部分。電部分指的是引起心臟肌肉泵血的電波。該波穿過身體并且可以 用包括與身體接觸的電極的探針對其進行測量。心電圖是測量心臟節(jié)律特別是異常節(jié)律的 好方法。然而心電圖不是測量心臟泵血能力的可靠手段。圖10圖示了心臟的電活動的、示出了兩個心臟周期的心電圖曲線圖500。典型的 心電圖由P波、QRS復合波(complex)和T波組成。等電位線502將T波和后面的P波分 開。從P波的起點到QRS復合波的起點對I3R間隔504進行測量。它通常長為120毫秒 200毫秒。QRS復合波長大約60毫秒 100毫秒。ST段將QRS復合波和T波連接起來。典 型的ST段大約持續(xù)80毫秒。在一個實施例中，感測設(shè)備1包括心電圖傳感器和用于檢測 T波、QRS復合波和P波的算法?？梢砸愿鞣N方式獲得心臟周期。在一個實施例中，可以由外部設(shè)備通過通信設(shè)備 30給計算設(shè)備20提供心臟周期。外部設(shè)備可以向通信設(shè)備30無線地發(fā)送包含有心臟周期 數(shù)據(jù)的通信信號。在另一個實施例中，可以由另一個植入式設(shè)備通過通信設(shè)備30給計算設(shè) 備20提供心臟周期數(shù)據(jù)。其它的植入式設(shè)備包括但不限于起搏器、心臟再同步治療(CRT) 設(shè)備、植入式心率轉(zhuǎn)復除顫器(ICD)等。在一個實施例中，可以由包括在感測設(shè)備1中的另一個傳感器或傳感器組件給計 算設(shè)備20提供心臟周期數(shù)據(jù)。在以上引用的“光學傳感器”的申請中提供了用于檢測心臟 周期的傳感器組件。在又一個實施例中，可以由心電圖傳感器給計算設(shè)備20提供心臟周期 數(shù)據(jù)。在以上引用的有關(guān)“集成心臟”的申請中提供了包括心電圖傳感器的傳感器組件?，F(xiàn)在將參考圖11-12來描述血流和對血流進行表征來計算血壓的方法的實施例。 如先前所敘述的那樣，血液速度和流動根據(jù)心臟周期而變化。可以將短時間內(nèi)接連進行地 速度測量用于表征心臟收縮血壓和心臟舒張血壓。心臟收縮動脈壓是動脈中的峰值壓力， 其在心臟周期的起點附近出現(xiàn)。心臟舒張動脈壓是最低的壓力(在心臟周期的靜止階段 (resting phase)處)?？梢怨烙嬓呐K收縮壓和心臟舒張壓的時間來預計最大血液速度和 最小血液速度。在計算血壓的方法的一個實施例中，感測設(shè)備1在被估計為與心臟收縮壓對應(yīng)的 時刻獲得多個速度測量結(jié)果，并且在被估計為與心臟舒張壓對應(yīng)的時刻獲得另外的多個速 度測量結(jié)果。計算設(shè)備20用針對每個測量結(jié)果所計算出的大動脈3的內(nèi)表面面積(例如通過由光學傳感器組件2所易化的直徑測量來確定)以及測量之間的消耗的時間并且應(yīng)用 針對不可壓縮流體的簡化的伯努利(Bernoulli)方程PT = PS+PD來將速度測量轉(zhuǎn)換為壓 力測量，伯努利方程中PT是總壓力，PS是靜壓并且PD是流路(flow stream)中一點的動 壓?，F(xiàn)在參照圖11，在時刻=Tl處動壓PDl和直徑dl對應(yīng)于從在最大血流狀況下進 行的速度測量中所確定的壓力。在時刻=T2處，PD2對應(yīng)于從在最小血流狀況下進行的速 度測量中所確定的壓力并且d2是T2時刻的直徑。在大動脈3的情況中，在最大流動狀況 下的靜壓(PSl)(描繪為向外指向大動脈3的外壁的力箭頭)直接對應(yīng)于心臟收縮血壓測 量并且在最小流動狀況下的靜壓(PS》直接對應(yīng)于心臟舒張血壓測量。這些計算假設(shè)層流 (laminar flow)以及血管上的等速度剖面?？梢杂脧膶恃苤行牡牟ㄋ@得的信號來獲 得流速采樣，并且在這些假設(shè)下可以使用流速采樣、按照用流動周期去除劃分多普勒曲線 的速度時間積分來計算平均速度。可以通過對流過大動脈3的血液的總壓力(PT)的進一步計算來導出心臟收縮血 壓測量結(jié)果和心臟舒張血壓測量結(jié)果。因為由心臟活動產(chǎn)生的總壓力隨著時間而改變，所 以PT根據(jù)時間變化。例如當血液被泵入進血管的時候，產(chǎn)生的總壓力相對于當通向血管的 瓣膜被關(guān)閉時候存在的壓力來說要高。在一個實施例中，通過計算在時間軸上從最小流動 狀況到最大流動狀況的壓力的變化來導出總壓力。如本文中所描述的那樣，這些壓力推導 利用了血管的同時期的直徑(以及面積)測量結(jié)果。該變化或加速度，連同大動脈的每搏 輸出量和公知的彈性，允許計算設(shè)備20根據(jù)本領(lǐng)域公知的原理確定總壓力。因而，在時刻 Tl，等式PTl = PSl+PDl可以求解PS1，并且在時刻T2，等式PT2 = PS2+PD2可以求解PS2。 如以上所指出的那樣，PSl和PS2分別是心臟收縮血壓測量結(jié)果和心臟舒張血壓測量結(jié)果。執(zhí)行血壓的準確確定的一個復雜問題是被測量血管直徑的可變性。隨著通過血管 泵血，血管的柔性壁擴展或收縮，由此影響血壓測量結(jié)果。該影響是根據(jù)血管直徑的變化而 發(fā)生的、對血液流動的阻力的變化的結(jié)果。本公開的一個實施例在使用本文中所描述的技 術(shù)和以下的方法時考慮到該可變性。如以上描述的那樣，血壓與討論中的血管的內(nèi)壁上的靜壓直接相關(guān)。也像以上所 闡述的那樣，用血管中的總壓力(PT)來計算血壓(PS)，總壓力是血液流動的靜壓和動壓之 和(即PT = PS+PD)。如本文中所描述的，直接使用多普勒傳感器70測量動壓。更具體地， PD從使用流量和壓力之間的標準關(guān)系的血流(速度)測量結(jié)果導出。靜壓部分地取決于血管的直徑(直徑的變化導致阻力的變化，而阻力的變化影響 測量的靜壓)。如本文中所描述的，在此背景下，使用光學傳感器組件2對血管直徑進行測 量。通過測量的直徑直接計算橫截面基本是圓形的血管的面積。本公開的感測設(shè)備1在患 者心臟周期的最小幅值(Minl、Min2、Min3)和最大幅值(MaXl、Max2、Max3)附近的緊密間隔 的增量處計算血管的面積。更具體地，如圖12中所描繪的那樣，通過以每秒50次采樣的速 率計算測量的量的采樣來產(chǎn)生時間速度積分。在每個采樣處，本方法確定血管3的面積變 化(通過使用光學傳感器組件2測量直徑的變化)和流過血管3的血液4的速度的增加或 減少。在這些緊密間隔的采樣處的單獨的面積和速度的計算(在Mini處進行采樣的嵌入 圖中示出了十個采樣C1-C10)允許根據(jù)流量=面積*速度的關(guān)系來單獨確定血液的流量。 應(yīng)該理解，在圖12中示出的采樣的每個波峰和波谷處進行了相似的一組十個采樣C1-C10。
15為了簡單，僅將一組的十個采樣用擴展的時間軸描繪出來。心臟舒張和心臟收縮血壓測量分別與在圖12的曲線圖中示出的采樣的波峰 (Maxl、Max2、Max3)和波谷(Minl、Min2、Min3)處的時間速度積分測量相對應(yīng)。在本公開的 一個實施例中，在波峰處進行十次采樣(相隔幾毫秒)并且在波谷處進行十次采樣(相隔 幾毫秒)。如在圖12中所描繪的那樣，三個相繼的泵血周期中的每一個都進行這些組的采 樣。當然，應(yīng)該理解，取決于應(yīng)用可以使用更多或更少的采樣。然后將這些采樣求平均(或 者以某種方式過濾來去除無關(guān)的采樣)來確定每個測量的采樣的流量。根據(jù)公知的公式a = v2/r來確定測量序列中的每個單獨采樣到下一個采樣的血 液的加速度，其中ν是血液4的速度，r是血管3的半徑(如上所述，從由光學傳感器組件 2所執(zhí)行的測量中導出)。然后根據(jù)本技術(shù)領(lǐng)域中公知的原理將加速度測量結(jié)果轉(zhuǎn)換為壓 力(考慮時間軸上的面積變化和速度變化)。該壓力結(jié)果表示總壓力(PT)，并且為每個測 量樣本考慮了血管3的實際瞬時直徑(面積)，由此對由血管3的柔性所引起的血壓的潛在 誤差進行了補償。用如上所述為每個采樣計算的PT和PD，通過關(guān)系PS = PT-PD來為每個 采樣確定PS。得到的血壓測量結(jié)果的單位是克每立方毫米，并且根據(jù)標準換算可以將其轉(zhuǎn) 換為托(Torr)的單位(例如1托=1.3595e-5Kg/mmA2)0通過將波峰處的十個采樣求平 均并且將波谷處的十個采樣求平均得到最終的PS。這產(chǎn)生了三個波峰值和三個波谷值(即 為三個心臟周期采樣中的每一個產(chǎn)生一個)。對于每個周期，(隨著時間的過去)確定了從 波峰到波谷的減速度并且(隨著時間的過去)確定了從波谷到隨后的波峰的加速度。這產(chǎn) 生了三個加速度值和三個減速度值。將每三個一組求平均來產(chǎn)生加速度的最終的PT和減 速度最終的PT。本公開的另一方面是在以上所描述的計算中使用的多普勒測量結(jié)果的獲得方式。 更具體地，使用當前的傳感器1和正被采樣的血管3的測量的幾何形狀，可以將本系統(tǒng)配置 為拒絕由多普勒傳感器70測量的反射波的不相關(guān)部分。如以上所描述的那樣，由多普勒傳 感器70的線性陣列換能器所發(fā)射的波在各個方向進行傳播，并且被傳播路徑中的許多不 同的結(jié)構(gòu)反射掉。應(yīng)該僅將由被測量的血流所反射的那部分信號用來確定速度。如以下參 照圖13所描述的那樣，傳感器1可以隔離接收這種有用數(shù)據(jù)的線性換能器陣列的一個或多 個換能器段。現(xiàn)在參照圖13，基于由在以上引用的“光學傳感器”的相關(guān)申請中所充分描述的光 學傳感器組件2執(zhí)行的光學測量而得知距離Hl和H2。更具體地，因為傳感器1的尺寸和多 普勒傳感器70的中心的位置是已知的，所以可以用本文中所描述的、由光學傳感器組件2 所提供的測量結(jié)果來計算從多普勒傳傳感器70的中心到血管3的每條邊的距離。在該示 例中，將確定多普勒傳感器70的換能器70B的、提供相關(guān)的速度信息的部分。換能器70B 的長度由標號Xl表示，并且因為它是結(jié)合進傳感器1的實際的硬件部件，所以它是已知的。 使用標準的幾何關(guān)系，傳感器1的計算設(shè)備20用基于換能器70A、70B、70C的K形配置而得 知的角度α來計算三角形Η2，XI，C的長度C。類似地，可以確定角度β。因為Hl也是使用如上所述的光學傳感器組件2進行測量，所以還可以確定角度 β 1和長度B，從而產(chǎn)生三角形Η1，XI，B的所有測量結(jié)果。如以上所描述的那樣，多普勒技 術(shù)的一個限制是反射信號的測量的角度應(yīng)該落在流動方向的+/-20度以內(nèi)。傳感器1使用 多普勒技術(shù)這個已知特性將表示換能器70Β上的、將提供關(guān)于血液速度的有意義信息的一段或多段的邊界的虛點投影到換能器70B上。更具體地，通過在三角形H1，XI，B的邊B以 下20度角度處繪制直線并且計算該直線與換能器70B的交點而得到點fti。相似地，通過在 三角形H2，XI，C的邊C以下20度的角度處繪制直線并且計算該直線與換能器70B的交點 而得到點Xm。點&和Xm之間以及點Xm和Xl之間的換能器70B的一個或多個段是對來自 血液4的、提供血液速度的準確表示的反射波進行接收的換能器的區(qū)域。因此，當對速度進 行計算的時候可以不考慮由換能器70B的其它段所檢測到的其它信號。應(yīng)該理解，按照以上所描述的方式測量的血管由于心臟的泵血和/或患者的身體 活動而是連續(xù)地運動的。就這點而論，頻繁地執(zhí)行為了確定血液速度的目的而對換能器 70A、70B、70C的一個或多個相關(guān)段的確定，并且在以上描述的血壓計算中以每次最小的時 間獲得速度采樣?？梢詫⒃摂?shù)據(jù)求平均來產(chǎn)生更準確的速度測量結(jié)果。本公開的另一方面是在血壓測量中考慮血管3的曲率的方式。對于在圖12中的 波峰處所描繪的十個采樣Cl-Cio中的每一個，用光學傳感器組件2測量血管3的直徑，并 且用多普勒傳感器70的一個或多個相關(guān)的段測量流量。當然，采樣之間所消耗的時間也是 已知的。給定由本文中所描述的光學傳感器組件2檢測到的血管3的形狀，計算設(shè)備20可 以確定多普勒信號的相關(guān)反射部分是被從流過血管3的基本上直的部分的血液處還是從 流過血管3的彎曲部分的血液處所反射掉。在血管3的被感測部分基本上是直的情況下， 通過關(guān)系加速度=(Δ流量)/(Δ時間)導出加速度。在血管3的被感測部分是彎曲的 情況下，加速度公式是加速度=v2/r，其中r是血管3的半徑，但是由公式w = (ΔΦ)/(Δ 時間)校正，其中Φ是血管3的曲率角度。公式W= (ΔΦ)/(Δ時間)的結(jié)果產(chǎn)生加速 度公式的百分率校正。例如，如果W = .3，那么校正后的加速度公式是a== (v2/r)*1.3。 通過對圖12中所描繪的每個采樣執(zhí)行加速度計算，本設(shè)備確定了加速度/減速度的變化并 且按照以上所描述的方式將該確定用于計算總壓力。應(yīng)該理解，雖然以上描述的血壓計算指的是確定大動脈3中的血壓，但是假定肺 動脈在監(jiān)測設(shè)備1的感測范圍內(nèi)，則可以執(zhí)行相同的處理來確定肺動脈中的血壓。如“光學 傳感器”的申請中所描述的那樣，監(jiān)測設(shè)備1通過測量肺動脈和大動脈3的氧飽和度并且確 定哪個血管運載有較高的氧飽和度的血液來對肺動脈和大動脈3進行區(qū)別。運載有較高的 氧飽和度的血液的血管一定是大動脈3。在本發(fā)明的另一個實施例中，監(jiān)測設(shè)備1改為將具 有更低氧飽和度的血管識別為關(guān)注的血管(即肺動脈)。然后按照與參照大動脈3所描述 的方式相同的方式來確定肺動脈的位置和尺寸。隨著肺動脈的幾何形狀被限定，如以上參 照大動脈3所描述的對流過肺動脈的血液的壓力進行測量。3.通信設(shè)備再次，參照圖8，系統(tǒng)300適用于發(fā)送和接收通信信號。通信設(shè)備30是例如經(jīng)由移 動電話系統(tǒng)和/或GPS衛(wèi)星系統(tǒng)的雙向通信設(shè)備。通信設(shè)備30包括用于發(fā)送和接收通信 信號的天線。通信信號無線地向多個可選外部通信設(shè)備中的一個傳播和從多個可選外部通 信設(shè)備中的一個傳播。外部通信設(shè)備可以是計算機302或能夠無線接收通信信號的任何電子設(shè)備，例如 示例為移動電話的電話306。電話306還可以是應(yīng)急服務(wù)開關(guān)板或者醫(yī)院或醫(yī)療中心開關(guān) 板。通信信號是指具有一個或多個信號的特性集合的信號或者被改變來對信號中的信息進 行編碼的信號。舉例來說，并不作為限制，通信信號包括聲音、射頻(RF)、紅外線、其它的無
17線介質(zhì)，以及以上任何的組合。外部通信設(shè)備還可以是位于患者的身體外部、例如夾到患者 的皮帶的中繼單元。中繼單元可以包括用于接收來自通信設(shè)備30的傳輸?shù)慕邮掌?，以及?于向另一個外部通信設(shè)備轉(zhuǎn)發(fā)通信信號的發(fā)送器。中繼單元還可以是固定的并且是硬連線 的，用于與因特網(wǎng)連接或與醫(yī)護人員的電腦直接連接。同樣地，中繼單元可以接收來自醫(yī)護 人員的通信信號并且將信號發(fā)送給通信設(shè)備30。來自通信設(shè)備30的通信信號可以包括聲音消息、文本消息、和/或測量數(shù)據(jù)。由 通信設(shè)備30接收的通信可以包括命令或數(shù)據(jù)，例如更新的參考數(shù)據(jù)。命令可以包括例如給 計算設(shè)備20的指令，用來執(zhí)行例如對患者的治療、收集并發(fā)送另外的數(shù)據(jù)或者更新參考數(shù) 據(jù)的任務(wù)。4.能量存儲設(shè)備再次參照圖1A、1B和1C，可以提供用于對能量存儲設(shè)備再充電的系統(tǒng)。計算設(shè)備 20接收來自能量存儲設(shè)備40的能量。能量存儲設(shè)備40包括例如電池的能量存儲部件?？?選地，感測設(shè)備1還可以包括用于接收來自外部源的能量來對能量存儲設(shè)備40進行充電的 能量耦合器。能量耦合器的一個示例是電磁設(shè)備，例如感測線圈42，用于接收外部電磁信號44 并將這樣的信號轉(zhuǎn)換為用于對能量存儲部件進行再充電的電能。外部電磁設(shè)備46生成電 磁信號44，由能量存儲設(shè)備40接收電磁信號44并將其轉(zhuǎn)換為電能。能量存儲設(shè)備40可以 向計算設(shè)備20提供電荷信號。計算設(shè)備20可以將電荷信號與參考電荷信號進行比較并啟 動用于警告患者和/或醫(yī)護人員的低電荷通信信號?？商鎿Q地，可以將例如電壓傳感器的 檢測器用來監(jiān)測能量存儲設(shè)備40的電荷并且當電荷降低到閾值以下的時候給計算設(shè)備20 提供信號。可以將電磁設(shè)備46放置在感測設(shè)備1附近來對能量存儲設(shè)備40進行充電?？梢砸猿暡ㄕ駝拥男问教娲鼗蛄硗獾靥峁┠芰?。例如，可以在感測設(shè)備1中 包括壓電換能器?？梢詫⒊暡ㄕ駝釉O(shè)置在外部。當換能器被超聲波振動所驅(qū)動的時候換 能器生成電。雖然已經(jīng)將本發(fā)明描述為具有示例性的設(shè)計，但是可以在本公開內(nèi)容的精神和范 圍內(nèi)對本發(fā)明進行進一步地修改。因此本申請旨在涵蓋使用本發(fā)明的普遍原理的對本發(fā)明 進行的任何變化、使用或適應(yīng)性修改。此外，本申請旨在涵蓋落入本發(fā)明所屬技術(shù)領(lǐng)域中的 已知或習慣實踐的、與本公開內(nèi)容的偏離。
權(quán)利要求
1.一種用于獲取信號和計算測量結(jié)果的感測設(shè)備，所述設(shè)備包括傳感器，包括一個或多個換能器，所述換能器用于發(fā)送聲能、接收聲能、以及將接收到 的所述聲能轉(zhuǎn)換為一個或多個信號，所述一個或多個換能器面向?qū)Ч艿囊粋?cè)；計算設(shè)備，操作所述一個或多個換能器并且處理所述一個或多個信號來獲得測量值；以及外殼，包圍所述傳感器和所述計算設(shè)備。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中所述計算設(shè)備包括用于對由導管輸送的流體 的參數(shù)值進行計算的算法。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的感測設(shè)備，其中所述參數(shù)是流體速度。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的感測設(shè)備，其中所述流體是血液并且所述參數(shù)值是血液速度。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，還包括用于發(fā)送和接收通信信號的通信設(shè)備。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的感測設(shè)備，其中所述通信信號包括表示所述導管的位置的相 對位置值和警報中的至少一個。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的感測設(shè)備，其中所述通信設(shè)備包括連接器，所述連接器適用 于可操作地耦連至對接站、第二感測設(shè)備、和能量源中的一個或多個。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中所述外殼被配置為用于皮下植入。
9.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中所述一個或多個換能器中的每一個包括換能 器段的線性陣列。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的感測設(shè)備，其中所述換能器段被選擇性地激活來發(fā)送和接 收聲能。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中所述一個或多個換能器中的至少一個以與 由所述一個或多個換能器中的另一個發(fā)送的所述聲能的頻率所不同的頻率來發(fā)送聲能。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中所述一個或多個換能器相對于彼此以一定 角度進行定位。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中所述感測設(shè)備的尺寸大約與兩個堆疊的25 美分硬幣相同。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，還包括能量存儲設(shè)備。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的感測設(shè)備，其中所述能量存儲設(shè)備包括能量耦合器，所述 能量耦合器用于接收能量來對所述能量存儲設(shè)備進行再充電。
16.根據(jù)權(quán)利要求1所述的感測設(shè)備，其中每個所述換能器包括聲能源，所述換能器具 有用于允許所述聲能通過的窗口，并且所述聲能源被用于阻擋聲能通過并防止相鄰換能器 之間的干擾的材料部分地圍繞。
17.一種用于獲取信號和發(fā)送數(shù)據(jù)的方法，所述方法包括 提供感測設(shè)備，所述感測設(shè)備包括一個或多個換能器，所述換能器用于發(fā)送聲能、接收聲能、以及將聲能轉(zhuǎn)換為一個或多 個信號，所述一個或多個換能器面向?qū)Ч艿囊粋?cè)；計算設(shè)備，用于對所述一個或多個換能器進行操作和對所述一個或多個信號進行處理來獲得測量值，以及外殼，包圍所述傳感器和所述計算設(shè)備；從所述一個或多個換能器發(fā)送聲能；從所述一個或多個換能器接收聲能來獲得一個或多個信號；對所述一個或多個信號進行處理來獲得測量值；對所述測量值進行分析來獲得表示流體的特性的參數(shù)值。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中所述流體是血液并且所述參數(shù)是血壓和血液速 度中的一個。
19.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，還包括獲得相對位置值以及將所述相對位置值存儲 到存儲器中的步驟。
20.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，其中所述獲得步驟包括從通信設(shè)備接收相對位置值 并將所述相對位置值存儲到存儲器中。
21.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中所述感測設(shè)備包括光學傳感器，其中所述獲得 步驟包括從所述光學傳感器接收相對位置信息以及將所述相對位置信息轉(zhuǎn)換為相對位置值。
22.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，還包括用所述參數(shù)值對狀況進行診斷和執(zhí)行對所述 診斷步驟進行響應(yīng)的功能的步驟。
23.根據(jù)權(quán)利要求觀所述的方法，其中所述功能包括下列中的至少一個傳遞警報、啟 動治療、施加電擊、提供藥品和連續(xù)地用所述通信設(shè)備傳遞數(shù)據(jù)。
24.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中所述接收步驟包括從所述一個或多個換能器中 的至少一些順序地獲得所述信號來計算參數(shù)值。
25.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中所述一個或多個換能器中的每一個包括換能器 段的線性陣列。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的方法，還包括選擇一個或多個換能器段并防止由未被選擇 的換能器段發(fā)送和接收聲能的步驟。
27.根據(jù)權(quán)利要求沈所述的方法，其中所述選擇步驟包括確定聲能相對于流體流動方 向的入射角并且當所述入射角小于或等于20度的時候選定換能器段。
28.根據(jù)權(quán)利要求沈所述的方法，其中所述感測設(shè)備還包括光學傳感器，并且所述選 擇步驟包括用所述光學傳感器來識別其中由所述換能器段發(fā)送的所述聲能被阻礙的任何 換能器段和選定無阻礙的換能器段。
29.一種用于對血管和流過所述血管的血液中的至少一個的特性進行聲學測量的設(shè) 備，所述設(shè)備包括外殼，具有第一側(cè)和第二側(cè)；傳感器組件，安裝至所述外殼并且包括一個或多個換能器，所述換能器用于穿過所述 外殼的所述第一側(cè)發(fā)送聲能、接收穿過所述外殼的所述第一側(cè)的聲能、以及將所述聲能轉(zhuǎn) 換為信號；計算設(shè)備，被配置為將所述一個或多個換能器激活并對所述信號進行解譯來確定所述 特性。
30.根據(jù)權(quán)利要求四所述的設(shè)備，其中所述傳感器組件包括聲能阻擋材料并且包括用于發(fā)送和接收聲能的窗口。
31.根據(jù)權(quán)利要求四所述的設(shè)備，其中所述外殼由聲能阻擋材料制成并且包括用于發(fā) 送和接收聲能的窗口。
32.一種用于獲取信號和計算測量結(jié)果的系統(tǒng)，包括植入進患者的心臟設(shè)備；傳感器，所述傳感器包括一個或多個換能器，所述換能器用于發(fā)送聲能、接收聲能、以 及將所述接收到的聲能轉(zhuǎn)換為一個或多個信號，所述一個或多個換能器面向血管的一側(cè)；計算設(shè)備，所述計算設(shè)備對所述一個或多個換能器進行操作并且對所述一個或多個信 號進行處理來獲得在所述血管中流動的血液的血液速度值，所述血管包括靜脈和動脈中的 一個；以及外殼，所述外殼包圍所述傳感器和所述計算設(shè)備。
33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的系統(tǒng)，還包括通信設(shè)備，所述通信設(shè)備用于基于從所述一 個或多個換能器所獲得的所述一個或多個信號來對通信信號進行發(fā)送和接收。
34.根據(jù)權(quán)利要求32所述的系統(tǒng)，其中所述心臟設(shè)備被包圍在所述外殼之中。
35.根據(jù)權(quán)利要求32所述的系統(tǒng)，其中所述傳感器和所述計算設(shè)備被可操作地耦接至 定位在所述外殼的外部的所述心臟設(shè)備。
36.根據(jù)權(quán)利要求32所述的感測設(shè)備，其中所述換能器段被選擇性地激活來發(fā)送和接 收聲能。
37.一種配置為對血壓進行測量的感測設(shè)備，包括多普勒傳感器，所述多普勒傳感器具有用于發(fā)射源波并檢測反射波的多個換能器，所 述多普勒傳感器具有相關(guān)聯(lián)的參考位置；光學傳感器，所述光學傳感器包括多個發(fā)射器和用于生成多個信號的多個檢測器，所 述信號表示所述參考位置和血管的近壁之間的第一距離以及所述參考位置和所述血管的 遠壁之間的第二距離；以及計算設(shè)備，所述計算設(shè)備被配置為為多個壓力計算中的每一個確定所述第一距離和 所述第二距離來計算所述血管的面積，并確定對來自流過所述血管的血液的反射波進行檢 測的換能器的段，由此確定所述血液的速度，用所述速度和所述面積來計算血壓。
38.根據(jù)權(quán)利要求37所述的感測設(shè)備，其中通過確定血流方向并且從所述多個換能器 中選擇出對具有落在所述血流方向的+/-20度以內(nèi)的波方向的反射波進行檢測的段來確 定對所述反射波進行檢測的所述換能器的所述段。
39.根據(jù)權(quán)利要求37所述的感測設(shè)備，其中所述血壓是基于最大血波速度和最小血液 速度以及所述血管的最大直徑和最小直徑，其中所述最大血液速度和最小血液速度從與心 臟收縮壓和心臟舒張壓對應(yīng)的多個血液速度測量結(jié)果中分別計算出來，所述心臟收縮壓和 所述心臟舒張壓從被所述換能器的所述段檢測到的所述反射波導出，所述血管的最大直徑 和最小直徑基于在與所述心臟收縮壓和所述心臟舒張壓對應(yīng)的時刻所獲得的第一距離測 量結(jié)果和第二距離測量結(jié)果被計算出來。
全文摘要
一種對導管和在導管中輸送的流體的特性進行感測的裝置和方法。在一個實施例中，用于獲取信號和計算測量結(jié)果的感測設(shè)備包括傳感器。傳感器包括一個或多個換能器，換能器用于發(fā)送聲能、接收聲能以及將接收到的聲能轉(zhuǎn)換為一個或多個信號，一個或多個換能器面向?qū)Ч芤粋?cè)，計算設(shè)備對一個或多個換能器進行操作并且對一個或多個信號進行處理來獲得測量值，以及包圍傳感器和計算設(shè)備的外殼。
文檔編號A61B8/06GK102065773SQ200980122318
公開日2011年5月18日 申請日期2009年5月12日 優(yōu)先權(quán)日2008年5月12日
發(fā)明者達恩·古爾·弗曼 申請人:心臟技術(shù)有限公司