器官监测系统和方法.pdf

一种用于监测患者的器官的方法，该方法包括以下：将电信号输入器官中；接收来自器官的电信号；以及将接收到的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。电信号可以代表流特性。在一个方面中，用于监测患者的器官的系统包括具有适用于至少部分地围绕器官的柔性体的传感器护套，所述护套带有多个分开的电极。在另一个方面中，所述系统包括至少一个适合于被附接到连接至所述器官的血管的流量换能器。传感器单元适合于植入所述患者身体内并且发送并接收来自换能器的电信号。计算机可以被编程为将所接收到的电信号与所述基准电信号进行比较。

1、  一种用于监测患者的器官的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)输入步骤，在第一位置将电信号输入所述器官中；
(b)接收步骤，在与所述第一位置分开的第二位置接收来自所述器官的所述电信号；以及
(c)比较步骤，将接收到的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。

2、  根据权利要求1所述的方法，其中，所述器官是肾。

3、  根据权利要求1所述的方法，其中，所述信号代表所述器官的阻抗。

4、  根据权利要求1所述的方法，其中，所述比较步骤包括以下步骤：
(a)生成对应于所述基准电信号的第一波形；
(b)生成对应于所述接收到的电信号的第二波形；以及
(c)测量所述第一波形和所述第二波形之间的面积以确定所述患者的心脏是否正常工作。

5、  根据权利要求1所述的方法，其中，所述比较步骤包括以下步骤：
(a)生成对应于所述基准电信号的第一波形；
(b)生成对应于所述接收到的电信号的第二波形；
(c)识别所述第一波形的多个比较点；
(d)识别所述第二波形的多个比较点，所述第二波形的所述多个比较点中的各个比较点对应于所述第一波形的所述多个比较点中的一个比较点；以及
(e)测量所述第一波形和所述第二波形的对应的所述多个比较点中的各个比较点之间的差，以确定所述患者的心脏是否正常工作。

6、  一种用于监测患者的器官的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)测量第一流特性的步骤，测量连接至所述器官的血管内的第一流特性；以及
(b)比较步骤，将所述第一流特性与基准流特性进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。

7、  根据权利要求6所述的方法，其中，所述器官是肾。

8、  根据权利要求6所述的方法，其中，所述第一流特性是所述血管内的液体流量。

9、  根据权利要求6所述的方法，其中，所述血管通过吻合而结合在所述吻合的第一侧，并且所述第一流特性是在所述吻合的第一侧上测量的，并且其中，所述基准流特性是在所述吻合的第二侧在所述血管中测量的流特性。

10、  根据权利要求6所述的方法，其中，所述测量第一流特性的步骤通过下述步骤实施：
(a)将第一声波输入所述血管中；
(b)接收来自所述血管的第一反射声波；
(c)响应于所述反射声波生成第一电信号。

11、  一种用于监测患者的器官的系统，所述系统包括：
(a)传感器护套，其包括适用于至少部分地围绕器官的柔性体，所述护套带有多个分开的电极；以及
(b)传感器单元，其适用于植入所述患者的身体内，所述传感器单元连接至所述电极并且适用于发送和接收来自所述电极的电信号。

12、  根据权利要求11所述的系统，其中，所述多个电极中的至少两个电极设置在所述护套的相对的端部。

13、  根据权利要求11所述的系统，其中，所述护套至少部分是弹性的。

14、  根据权利要求11所述的系统，其中，所述传感器单元包括：
(a)控制器，该控制器设置为向所述电极发送电信号以及从所述电极接收电信号；
(b)收发器，该收发器设置为连接至所述控制器；以及
(c)换能器，该换能器设置为连接至所述收发器。

15、  根据权利要求11所述的系统，其中，所述电极中的一个电极是适用于发送信号的信号电极；并且
所述电极中的多个电极是适用于接收源于所述信号电极的信号的多个传感器电极；
所述多个传感器电极以分隔开的结构设置，以允许电信号通过所述器官的基本上整个内部传播。

16、  根据权利要求15所述的系统，所述系统还包括计算机，所述计算机被编程为接收对应于接收到的电信号的来自所述传感器单元的所述电信号并且将所记录的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。

17、  根据权利要求16所述的系统，所述系统还包括本地数据单元，所述本地数据单元被配置为接收来自所述传感器单元的数据并且向所述计算机发送所接收到的数据。

18、  根据权利要求17所述的系统，所述系统还包括中继单元，所述中继单元适用于通过与所述传感器单元的感应耦合来接收来自所述传感器单元的数据并且向所述本地数据单元发送所述接收到的数据。

19、  一种用于监测患者的器官的系统，该系统包括：
(a)至少一个换能器，其适用于附接到与所述器官连接的血管、并且感测所述血管内的流的至少一个特性；以及
(b)传感器单元，其适用于植入所述患者的身体内，所述传感器单元连接至所述换能器并且适用于发送并接收来自所述换能器的电信号。

20、  根据权利要求19所述的系统，其中，所述换能器包括超声波传感器，该超声波传感器被设置为：
(a)将声波输入所述血管中；
(b)接收来自所述血管的反射声波；以及
(c)响应于所述反射声波生成电信号。

21、  根据权利要求19所述的系统，所述系统还包括计算机，所述计算机被编程为接收对应于接收到的电信号的来自所述传感器单元的所述电信号并且将所记录的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。

22、  根据权利要求19所述的系统，所述系统还包括中继单元，所述中继单元适用于通过与所述传感器单元的感应耦合来接收来自所述传感器单元的数据并且向所述本地数据单元发送所接收到的数据。

23、  一种用于监测患者的器官的系统，所述系统包括：
(a)传感器单元，其适用于植入所述患者的身体内、并且记录来自所述患者的器官的电信号；以及
(b)本地数据单元，其与所述传感器单元在操作时通信，所述本地数据单元被配置为接收并存储来自所述传感器单元的数据以及通过通信路径选择性地发送所接收到的数据。

24、  根据权利要求23所述的系统，所述系统还包括计算机，所述计算机被编程为：对应于记录的电信号通过所述通信路径接收所述电信号，并且将所接收到的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。

25、  根据权利要求24所述的系统，其中，所述计算机是包括下述部件的服务器：
(a)数据接收软件模块，其被配置为接收来自所述本地数据单元的数据；
(b)分析软件模块，其被配置为将所述记录的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作；以及
(c)数据库，其被配置为存储由所述分析软件模块处理后的数据；以及
(d)电子病历软件模块，其被配置为提供对存储在所述数据库中的所述数据的访问。

26、  一种用于监测移植后的器官的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)在基准时间发生的第一数据收集期，将预定电信号注入进患者的器官；
(b)在所述第一数据收集期，记录从所述器官产生的电信号，所产生的电信号被配置为第一系列波形；
(c)根据所述第一系列波形，生成代表在所述第一数据收集期收集的所述波形的平均特性的基准波形；
(d)在所述基准时间之后的时间发生的后续数据收集期，将所述预定电信号注入进所述患者的器官；
(e)在所述后续数据收集期，记录从所述器官产生的电信号，所述电信号被配置为第二系列波形；
(f)根据所述第二系列波形，生成代表在所述后续数据收集期收集的所述波形的平均特性的记录波形；以及
(g)将所述记录波形与所述基准波形进行比较，以确定所述器官是否正常工作。

27、  根据权利要求26所述的方法，其中，所述步骤(e)是通过下述步骤实施的：
(a)测量所述记录波形的至少一个元素和所述基准波形的相应元素之间的差异；以及
(b)以排异程度表征所述差异，其中，差异度越大对应于异体移植排异度越大。

28、  根据权利要求26所述的方法，所述方法还包括在所述基准时间之后以所选择的间隔重复所述步骤(c)-(e)，以生成多个记录波形。

29、  根据权利要求26所述的方法，其中，所述步骤(e)是通过下述步骤实施的：
(a)向统计数据库添加所述多个记录波形以创建数据总体；
(b)基于所述记录波形的多个元素和所述基准波形的相应元素的统计分析，来确定所述记录波形和所述基准波形之间的至少一个差异；以及
(c)以排异程度表征所述差异，其中，差异度越大对应于异体移植排异度越大。

30、  根据权利要求26所述的方法，所述方法还包括以下步骤：
(h)在步骤(b)之前，根据预定标准来评估所述第一系列中的各个波形是否可用；
(i)丢弃所述第一系列中不可用的波形；以及
(j)将所述第一系列中的剩余波形存储在数据库中，用于生成所述基准波形；

31、  根据权利要求26所述的方法，所述方法还包括以下步骤：
(f)在步骤(b)之前，根据预定标准来评估所述后续系列中的各个波形是否可用；
(g)丢弃所述后续系列中不可用的波形；以及
(h)将所述后续系列中的剩余波形存储在数据库中，用于生成所述记录波形。

32、  一种用于监测移植后的器官的方法，所述方法包括以下步骤：
(a)在数据收集期，将预定电信号注入进患者的器官，所述电信号被配置为一系列波形；
(b)在所述数据收集期，记录从患者的器官产生的电信号，所述电信号被配置为一系列波形；
(c)根据预定标准评估各个所述波形是否可用；
(d)丢弃不可用的波形；
(e)在数据库中存储所剩余的波形用于评估；以及
(f)将所存储的波形与基准波形进行比较，以确定所述器官是否正常工作。

33、  根据权利要求32所述的方法，其中，所述方法还包括以下步骤：
(a)每次丢弃波形时，将丢弃计数器加1；
(b)将所述丢弃计数器的值与预定极限进行比较；以及
(c)如果所述丢弃计数器超过预定极限，则设置错误标记。

34、  根据权利要求32所述的方法，所述方法还包括以下步骤：根据所述剩余的波形，生成代表在所述数据收集期收集的所有所述波形的平均特性的平均波形。

35、  根据权利要求32所述的方法，所述方法还包括以下步骤：
(f)在基准时间发生的第一数据期，根据步骤(a)-(e)存储波形的第一集合；
(g)根据在所述第一数据收集期中的所述剩余的波形生成所述基准波形，其中，所述基准波形代表在所述第一数据收集期存储的所述波形的平均特性；
(h)在所述基准时间之后的时间发生的后续数据收集期，根据步骤(a)-(e)存储波形的后续集合；以及
(i)根据在所述后续数据收集期中的所述剩余的波形生成记录波形，其中，所述记录波形代表在所述后续数据收集期存储的所述波形的平均特性。

36、  根据权利要求35所述的方法，所述方法包括：在所述基准时间之后以所选择的间隔重复步骤(h)和(i)，以生成多个记录波形。

37、  根据权利要求35所述的方法，其中，所述基准时间是在将所述器官移植入所述患者之后不久。

38、  一种处理用于监测患者的器官的数据的方法，该方法包括以下步骤：
(a)在数据收集期，将电信号注入进患者的器官；
(b)在所述数据收集期，记录从所述器官产生的电信号，所述电信号被配置为一系列波形，其中，各个所述波形包括至少一个延伸至波峰的上坡元素；
(c)建立最小斜率值；
(d)将所述上坡的各个部分的实际斜率值与所述最小斜率值进行比较；以及
(e)将所述波形内所述实际斜率值小于所述最小斜率值的任意点标记为波峰。

39、  根据权利要求38所述的方法，所述方法还包括以下步骤：
(a)建立所述波峰出现时的时间值；
(b)向所述波形施加具有预定电压上限和预定电压下限的滞后带；
(c)针对紧接在所述波峰之前的所述上坡的一段，计算电压时间斜率；
(d)使用所计算出的电压时间斜率，将所述上坡线性地外推至电压值与所述滞后带的所述上限相交的点；以及
(e)建立发生所述相交时的时间值。

器官监测系统和方法
技术领域
一般地，本发明涉及用于监测和评估器官功能的系统和方法，而且更具体地，涉及用于监测和评估移植后器官的功能、检测器官衰竭、并且在发生实际或预见器官衰竭的情况下向患者和/或医生提供恰当告警的非侵入性设备和方法。
背景技术
器官衰竭，尤其是肾衰竭，能够致残或致命。经常通过透析治疗肾衰竭。这为肾功能提供了替代，但是也存在一些与它相关的缺点，包括时间、费用以及必需的生活方式的改变。因此，当捐献的肾可用时，对患者进行从活体供者或尸体供者的移植(异源移植)。每年仅在美国就进行大约14,000次的肾移植。平均一年存活率大约是95％。最普遍的死亡原因是感染，随后是急性排异。目前可用于监测移植后的肾或者可用于辅助肾衰竭评估的设备和方法是很有限的，并且多半都要求患者经受大量侵入性操作或接受昂贵的医院或其它医疗设备的反复观察。而且，这样的方法在早期识别初期排异方面通常不是很有效。
用于监测接受肾移植或其它器官移植的患者的公知方法通常需要器官的侵入性活组织检查。患者被带入实验室，并且采集器官的一个或更多个小块，接着将这些小块送去进行病理评估。这个过程是昂贵的、侵入性的并且无法识别在器官局部区域开始的初期器官衰竭。而且，在已经有免疫受损的患者中，活组织检查过程本身可能造成能够引起器官衰竭的损害。
医疗从业者已经尝试通过探究用于预测移植排异的替代方法来降低与活组织检查有关的风险。例如，在Mueller(米勒)的美国专利No.5,246,008中公开了一种排异监测方法。如Mueller所公开的，使用电流电极和测量电极(其中，各电流电极被测量电极所环绕)将排异监测器(“RM”)连接至患者的器官。该RM包括发射器-接收器以及用于阻抗测量的小型电池工作的电子测量电路。通过电流电极以方波脉冲向组织施加AC电压。接着，通过测量电极测量身体组织的阻抗。
如Mueller所公开的，阻抗基本上由欧姆电阻和容抗组成。欧姆电阻基本上取决于组织的细胞外间隙，而容抗基本上取决于细胞膜的特性。由于在排异反应期间组织局部缺血，因此会出现细胞内水肿，同时伴随着细胞外间隙的收缩，这导致了组织的欧姆电阻和容抗的改变。交流电压脉冲波形的变化是阻抗的度量(measure)。如果采用方波脉冲电压作为交流电压，那么脉冲高度的变化就相当于欧姆电阻，而方波脉冲的上升沿陡度的变化是容抗的度量。
虽然Mueller提出了侵入性活组织检查的替代选择，但是并不认为其中描述的系统和方法对于可能在远离电极的位置开始的初期细胞降解是敏感的。而且，Mueller要求在器官表面单独地放置电极。
发明内容
通过本发明来说明现有技术的这些缺点和其它缺点，根据一个方面，本发明提供了一种用于监测患者的器官的方法，该方法包括以下步骤：(a)输入步骤，在第一位置将电信号输入所述器官中；(b)接收步骤，在与第一位置分开的第二位置接收来自所述器官的所述电信号；以及(c)比较步骤，将接收到的电信号与基准电信号进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。
根据本发明的另一个方面，一种用于监测患者的器官的方法包括以下步骤：(a)测量连接至所述器官的血管的内部的第一流特性；以及(b)将第一流特性与基准流特性进行比较以确定所述患者的器官是否正常工作。
根据本发明的另一个方面，一种用于监测患者的器官的系统包括：(a)传感器护套，其包括适用于至少部分地围绕器官的柔性体，该护套带有多个分开的电极；以及(b)传感器单元，其适用于植入所述患者的身体内，该传感器单元连接至所述电极并且适用于发送和接收来自所述电极的电信号。
根据本发明的另一个方面，一种用于监测患者的器官的系统包括：(a)至少一个换能器，其适用于附接到与所述器官连接的血管、并且感测所述血管内侧的流的至少一个特性；以及(b)传感器单元，其适用于植入所述患者的身体内，所述传感器单元连接至所述换能器并且适用于发送并接收来自所述换能器的电信号。
根据本发明的另一个方面，一种用于监测患者的器官的系统包括：(a)传感器单元，其适用于植入所述患者的身体内、并且记录来自所述患者的器官的电信号；以及(b)本地数据单元，其与所述传感器单元在操作时通信，该本地数据单元被配置为接收并存储来自所述传感器单元的数据以及通过通信路径选择性地发送接收到的数据。
根据本发明的另一个方面，一种用于监测移植后的器官的方法包括以下步骤：(a)在基准时间发生的第一数据收集期，将预定电信号注入进患者的器官；(b)在所述第一数据收集期，记录从所述器官产生的电信号，所产生的电信号被配置为第一系列波形；(c)根据所述第一系列波形，生成代表在所述第一数据收集期收集的所述波形的平均特性的基准波形；(d)在所述基准时间之后的时间发生的后续数据收集期，将所述预定电信号注入进所述患者的器官；(e)在所述后续数据收集期，记录从所述器官产生的电信号，该电信号被配置为第二系列波形；(f)根据所述第二系列波形，生成代表在所述后续数据收集期收集的波形的平均特性的记录波形；以及(g)将所述记录波形与所述基准波形进行比较以确定所述器官是否正常工作。
根据本发明的另一个方面，一种监测移植后的器官的方法包括以下步骤：(a)在数据收集期，将预定电信号注入进患者的器官，该电信号被配置为一系列波形；(b)在所述数据收集期，记录从患者的器官产生的电信号，该电信号被配置为一系列波形；(c)根据预定标准，评估各个所述波形是否可用；(d)丢弃不可用的波形；(e)将所剩余的波形存储在数据库中用于评估；以及(f)将所存储的波形与基准波形进行比较，以确定所述器官是否正常工作。
根据本发明的另一个方面，一种处理用于监测患者的器官的数据的方法包括以下步骤：(a)在数据收集期，将电信号注入进患者的器官；(b)在所述数据收集期，记录从所述器官产生的电信号，该电信号被配置为一系列波形，其中，各个所述波形包括至少一个延伸至波峰的上坡元素；(c)建立最小斜率值；(d)将所述上坡的各个部分的实际斜率值与最小斜率值进行比较；以及(e)将所述波形内实际斜率值小于最小斜率值的任意点标记为波峰。
附图说明
通过参照结合附图所进行的下述说明可以最好地理解本发明。附图中：
图1是肾的示意性截面图，其示出了肾内部结构中的一些结构；
图2是连接至根据本发明的一个方面构造的传感器单元的肾的示意性侧视图；
图3是根据本发明的一个方面构造的可植入传感器单元的截面图；
图4A和图4B分别是根据本发明构造的传感器护套的第一变型的端视图和侧视图；
图5示出了图4A和图4B中所示的传感器护套的一部分的内视图，其示出了传感器护套的电极；
图6是沿图5中线6-6截取的截面图；
图7是围绕肾设置的图4A和图4B中的传感器护套的示意性侧视图；
图8A和图8B分别是根据本发明构造的传感器护套的另一个变型的端视图和侧视图；
图9是为围绕肾设置的图8A和图8B中的传感器护套的示意性侧视图；
图10A和图10B分别是根据本发明构造的传感器护套的另一个变型的端视图和侧视图；
图11是围绕肾设置的图10A和图10B中的传感器护套的示意性侧视图；
图12是示出了根据本发明一个方面的数字化的波形图或波形图；
图13是示出了具有施加至示例性波形的滞后带的示例性波形图；
图14是示出了根据本发明的一个方面的数据处理流程的框图；
图15是示出了在波形的波峰下的总面积的测量示图；
图16是示出了波形的基线至波峰的幅度的测量示图；
图17是示出了波形的总持续时间的测量示图；
图18是示出了波形的上升沿斜率的测量示图；
图19是图解地示出了根据本发明的一个方面的第一波形和第二波形的面积比较示图，其中，第一波形相当于来自患者肾的记录电信号，第二波形相当于来自患者肾的基准电信号；
图20是图解地示出了根据本发明的一个方面的第一波形和第二波形的点比较示图，其中，第一波形相当于来自患者肾的记录电信号，第二波形相当于来自患者肾的基准电信号；
图21是具有以第一结构附接到肾的多个流量传感器的肾的示意性侧视图；
图22是具有以替代结构附接到肾的多个流量传感器的肾的示意性侧视图；
图23是具有以另一替代结构附接到肾的多个流量传感器的肾的示意性侧视图；
图24是示出了与本发明一起使用的数据收集系统的一部分的框图；以及
图25是示出了图24中数据收集系统的另一部分的框图。
具体实施方式
参照附图，其中相同的附图标记在各图中自始至终都表示相同部件，图1示出了患者“P”的移植后的肾“K”，其中，示出了肾结构中的一些结构，包括肾静脉“V”、肾动脉“A”、输尿管“U”、髓质“M”以及外皮“C”。示出肾K仅仅作为一个示例，并且这里说明的系统和方法可以用于其它器官。在正常工作时，通过肾动脉A向肾K内部泵入血液。肾K以公知方式处理血液，并且通过输尿管U排出废水和多余的水。通过肾静脉V向身体返回干净血液。当移植后出现排异时，一般认为会在外皮C内首先出现细胞降解。图1示出了初期细胞降解的几个局部区域“R”。最初，这些区域R包括肾K的小百分比体积，过后扩大以包括肾K的大部分或全部。因此，如果排异是缓慢的，那么常规活组织检查从这些区域R的一个区域提取到组织的可能性低。这会具有这样的效果：或者延迟诊断直到排异发展，或者需要频繁地进行活组织检查(由于如上所述的成本、风险以及患者不舒服的原因，因此不希望频繁地进行活组织检查)。而且，使用密集排列的发送和接收电极的常规非侵入性评估方法(如，Mueller说明的阻抗测量技术)可能因为这些局部区域R可能与任意表面电极相隔太远而无法产生有意义的阻抗值变化而对于确定局部细胞降解的存在不够敏感。
图2示出了根据本发明的一个方面构造的连接至植入后的传感器单元10的肾K。一个或更多个电极12与肾K接触并且通过导线14联结到传感器单元10。这些电极12可以是单极结构或多极结构(如，双极或三极)。如果提供了多极电极，那么可以以单极模式或多极模式使用这些多极电极。电极12以下述方式设置：允许多个较长传导通路通过肾K的内部，以增加区域R(上述)将对给定的当以单极模式使用时电极至电极的测量产生影响的可能性。
例如，标定的通路“P1”从电极12A延伸至第二电极12B，相当于从肾K的北极或上极“N”附近开始且在肾的南极或下极“S”附近终止的通路。标定的通路“P2”从第一电极12A延伸至第三电极12C。标定的通路“P3”从第一电极12A延伸至第四电极12D。最后，标定的通路“P4”从第一电极12A延伸至第五电极12E。示出的通路P1-P4假定使用第一电极12A作为电信号的引入点。但是，为了该目的可以使用电极12中的任意电极。例如，通路P5从第二电极12B延伸至第三电极12C。这即使用相对较少数量的电极12也提供多种通路。当然，肾K的内部结构不是同质的，从而，任意两个电极12之间的实际传导通路将改变并且可能不是线性的。
可以改变电极12的数量、类型和位置以适合于特定应用。在这个示例中，通路P1-P4穿过并且对应于肾K的任意指定的象限(被标为I-IV)。这为整个肾K提供了足够的信号覆盖。通过使用单独电极或成对的电极12，这还允许分隔肾K的特定区域。例如，如果只在单个电极12B(以多极模式，沿通路P6)而在其它电极12未观察到特定信号图案，那么这将表示在那个位置肾K结构的不同。如果仅在电极12B和12C(以单极模式，沿通路P5)之间观察到信号图案，而未在其它电极对之间观察到信号图案，那么这将表示在象限I或象限II中某处肾K结构的不同。使用的电极12的数量越多，位置数据将越准确。电极12的网络的这个方面还可以用于通过一系列间隔开的观察来跟踪健康状况变化的进展。
图3中更具体地示出的传感器单元10被构造为：植入患者体内，并且包括由生物惰性的材料(如，钛或硅酮)构成的壳体18。传感器单元10包括控制器20(如，在软件控制下工作的微处理器，或可编程逻辑控制器(PLC))、能量源22(如，蓄电池)、收发器24以及换能器(统称为26)。能量源22向传感器单元10的其它部件提供电能或热能。收发器24和换能器26被配置为利用兼容换能器(未示出)与外部装置(如，中继或数据单元(下述))进行通信。这样的通信可以通过射频(RF)，在这种情况下，换能器将为在26A所示的常规天线，或者这样的通信可以通过感应耦合，在这种情况下，换能器将为在26B示出的感应线圈。如果提供感应耦合作为换能器26的一部分或单独提供感应耦合，感应耦合还可以用于向传感器单元10提供电力，或对能量源22进行再充电，或实现这两者。可以为多个器官提供多个传感器单元10。
控制器20连接至端子28，而端子28进而连接至导线14。控制器20能够生成通过电极12中一个所选电极注入的具有期望特性(如，AC、DC或者任意波形)的电压。控制器20能够接收或记录来自一个或更多个电极12的返回信号，并且输出允许计算电极之间的阻抗的对应的模拟数据或数字数据。控制器20还可以包括被配置为直接计算阻抗值的硬件、软件或这两者的组合。可以响应于外部命令根据需要执行这些功能，或者以程序控制的时间间隔自动地执行这些功能。接着，可以通过天线26将阻抗测量值或其它信号种类发送至外部装置。下面将更全面地解释传感器单元10的工作。
电极12可以以多种方式物理地连接至肾K。例如，公知的旋入式电极或缝入式(suture-in)电极的网络(如，用于常规心脏起搏器导线连接的类型)可以各自附接至肾K。可替换地，可以提供以期望结构保持多个电极12的网孔、网、护套或其它结构。例如，图4A和图4B示出了传感器护套32。护套32包括主体34，该主体34带有以提供如上所述的所选传导通路的方式来设置的多个电极12。虽然只示出了几个电极12，但传感器护套32可以包括许多密集排列的电极12以便于局部感测。主体34可以被构造为带、包袋或其它柔性结构。在这个示例中，主体34是具有收窄的腰部36和扩大的端部38的连续环。主体34可以由任意柔性生物相容性材料(如，生物相容性聚合物、或者天然或合成纺织物或无纺织物)制成。主体34一般是电绝缘体，以避免电极12之间不想要的传导。一定程度的弹性对于帮助主体34与肾K相符而言是有用的。
图5和图6示出了电极12中的一个电极，并且示出了该电极如何附接至主体34。这个结构是所有电极12中的典型结构。电极12具有靠在主体34的内表面42的传导面40，并且通过卷曲凸缘或成型凸缘46被适当地保持在开口44中。端子48从电极12向外延伸。电极12可以选择性地包括从传导面40延伸的尖头13或其它侵入性结构。
图7中示出了传感器护套32施加在肾K上。可以用缝线、缝合线、卡钉、粘合剂或仅仅通过弹性张力适当地保持传感器护套32。
图8A和图8B示出了除了侧视图为矩形之外构造与传感器护套32类似的替代传感器护套132。图9中示出了传感器护套132施加在移植后的肾K上。
图10A和图10B示出了构造与传感器护套32类似的另一个替代传感器护套232。传感器护套232的形状类似于具有由松紧带236可选择地围绕的开口234的封闭包裹物或袋状物。如图11所示，这个形状允许传感器护套232在肾K上拉伸并且完全通过弹性张力保持在适当的位置。
除了上述阻抗测量，或作为上述阻抗测量的替代物，传感器单元10可以用于产生通过一个或更多个电极12引入的所选的电波形。所选的波形可以是正弦波、方波、锯齿波、半波DC或者可以是由多个单独信号元复合而成的任意波形。可以在一个时间段(session)中的单个时间引入所选波形，或者作为重复序列引入所选波形。所选波形根据所选波形通过肾K的路径以各种方式而变化，并且随后由至少一个电极12选出所选波形。例如，如果正以双极模式使用电极12，那么将通过同一电极12感测信号。如果正以单极模式使用电极12，那么将通过另一个电极12感测信号。接着，通过传感器单元10将变化后的波形(以电信号的形式)输出至外部装置，用于后续分析。
分析软件(如，在本地数据单元或数据服务器(下述)上运行)用于以各种方式分析从患者肾K接收到的数据。根据一种处理，每次对应于由传感器单元10接收到的电信号接收数据时，分析软件数字地创建或生成变化后的波形的图形表示，如曲线图或图表(这里称为“波形”)。图12中示出了波形的一个示例。根据常规电记录图实践，该波形的水平轴代表时标(例如，秒)，并且该波形的垂直轴代表幅度(例如，伏或毫伏)。例如，从传感器单元10接收到的电信号可以是将要被数字化(如，在1KHz，具有8位分辨率)的模拟信号。无论使用何种类型的信号，可以使用上述处理获得基线或基准电信号，以产生基准波形，然后存储该基准波形用于后续分析。当患者经受肾移植时、当植入传感器单元10时或在其它预定时刻可以获得基准波形。
可以使用几种技术来生成波形或波形的一些部分，以产生比原始数字化数据“干净”的数据，即，相对未受电噪声或数字化误差的影响，并且更容易进行分析。
例如，根据所选的波形，其可以包括具有高斜率或一阶导数的一系列线段或部分，使得出现波峰(以及波底)作为清晰描绘的事件(即，曲线是强凸出的)。因此，通过建立最小斜率值可以实现波峰检测。为实现这，或者通过分析软件或者通过单独的预处理软件，针对出现斜率小于最小值的任意位置，评估整个波形。这些位置的各个位置被标识为波峰。合适的阈值将由所选的具体波形来决定。
一些所选波形可以表现为与基线或基本上水平的迹线的偏差，该基线或基本上水平的迹线可以等于零电势线或可以不等于零电势线。基线的值(即，电压电平)影响其它测量(如基线至波峰的幅度以及曲线下的面积)(下面将更详细说明)。基于具体的设备结构来计算基线的具体值(specific value)。
在实际应用中，信号中在所选波形之前以及之后的部分将与所建立的基线不匹配，即，它们不是简单的水平迹线，而是或多或少表现出一些小偏差。这由图13中示例性波形“W”中的箭头“D”示出。为了减小由该变动造成的几个测量中的不确定性，具有预选择的电压上限“V_U”和电压下限“V_L”的静带或滞后带可以施加到波形W。为了分析之目的，假定所选波形的起点(或终点)在时间值t_i开始或结束，在该时间值t_i，波形W的上坡或下坡与相关极限V_U或V_L相交(intercept)。
可以精确地定位滞后带相交的方法是将线性斜率计算应用到波形W的相关部分。例如，使用上述波峰检测方法，将会知道出现主波峰的时间t_p以及波峰电压V_P。接着，通过使用合适的dt(如，如果正使用1-kHz的取样率，合适的dt是1ms)计算线性比来确定紧接前面一段的斜率dv/dt。一旦知道了斜率，就可以反过来外推以计算相交时间(intercepttime)t_i(例如，使用下面的等式(1))。取所得到的时间t_i作为上坡的“起点”。可以使用类似的过程来确定波形W内的其它上坡或下坡的相交。
(1)                    t_i＝t_p-(V_p-V_u)(dv/dt)^-1
在使用循环信号或重复波形的情况下，为了比较和分析目的而产生的基准波形以及记录波形可以代表在数据收集阶段中记录的数据总体中许多单独波形的平均波形。
参照图14如下所述地，对预处理后的数据进行评估。首先，选择在数据收集期(session)产生的波形(框200)，以进行观察并且在框202中按照预定标准进行评估。该处理可以在收集波形时实时地进行，或者该处理可以应用到已经暂时存储的一组波形。如果该波形不满足应用标准，那么认为该波形“不可用”。如下所述，丢弃该波形(框204)并且该波形不用于生成平均波形。该初始步骤的目的是用作对数据质量的粗检查以及防止离群数据(outlying data)破坏数据总体，可能会导致不正确的诊断。如果波形是可用的，那么将该波形存储在统计数据库中(框206)，或者对该波形进行标记，用于永久存储。
可以使用各种方法以实施该步骤。例如，可以丢弃根据一个或更多个特性(如，面积、幅度或转换(slew))在正态分布边缘(如，超过2σ区间)的波形元素，并且这些波形元素可以不用于生成平均波形。
用于消除无关数据的另一个方法是测试各波形中限定的点到点的水平距离(如，波峰到波峰或基线到基线)。如果任意一个波形的点到点距离与平均点到点距离的不同大于所选择的阈值，例如，±5％，那么将丢弃该整个波形，并且该整个波形不用于生成平均波形。
当最初测试数据时，每丢弃一个波形，计数器加1(框208)。该计数器的高的值可以表示收集数据中设备故障或人为误差。高的值还可以表示极度急性排异。因此，该计数器用作异源移植排异的粗检查。如果在框210计数器超过预定标准，那么该处理停止并且在框212设置错误标记以引起操作者注意。重复该处理直到已经评估了数据收集期中的所有波形。
然后，来自数据收集期的剩余波形用于构造单个平均波形。在基准时间(移植后立即或移植后不久)生成的初始波形成为上述的基准波形。各后续数据收集期产生新的平均记录波形。例如，移植后，每天可以执行3次数据收集期，每天产生三个新的记录波形。
当创建代表波形时，以两种不同方式创建“平均”图像。在第一示例性方法中，将所有记录的未被丢弃的波形一起进行平均，以生成一个平均波形。
在另一个示例性方法中，针对数据总体中各未被丢弃的波形识别上述单个元素。将这些单个元素一起进行平均。接着，将这些单个平均后的元素进行组合以形成合成波形。
波形的各种部分、特征或元素可以用作在确定存在或不存在排异中比较基准波形和记录波形的基础。
一个元素是面积测量，如图15所示，其中，为了识别，正在测量的面积带有阴影。已知的数值积分方法用于实施面积测量。
另一个元素是幅度测量。例如，图16示出了基线到波峰的幅度测量。以毫伏(mV)为单位测量这些值。
另一个元素是持续时间。图17示出了总波形持续时间(即，基线到基线)的测量。以毫秒(ms)为单位测量总波形持续时间。
另一个元素是转换速率(slew rate)或斜率。图18示出了所选波峰上坡的测量。以伏特每秒(V/s)为单位测量转换速率。
测量基准波形和记录波形之间的上述单个信号元素或测量(如，面积、幅度、转换或阻抗)中的一个或更多个单个信号元素或测量的差，并且该差用于评价器官功能。如图19所示，还可以通过测量波形之间不相符的总面积并确定比较百分比匹配来比较波形，或者，如图20所示，通过点到点的比较来比较波形。
无论正比较哪个元素，都可以基于能够表示急性心脏排异的临床数据的相关性来建立匹配百分比阈值。如果对应于从患者器官接收到的电信号的波形与基准波形不相关达到大于或等于所建立的匹配百分比阈值的量，那么出现排异。排异的早期检测有利于允许迅速开始挽救生命治疗。
可替换地，可以基于记录数据中变动(shift)的多变量统计分析来实施波形评估。当创建平均记录波形时，各新波形与该新波形的所有单个元素的值一起成为数据库中统计总体的成员。当发生了引起肾K变化的排异时，期望的是，上述单个波形元素以不同方式变化。例如，R波上坡可能增加而波峰到波峰的幅度降低。这些元素中没有一个元素必然代表简单的特定排异的参数，而是综合差异、或这些变化的一些组合代表异源移植排异。但是，这些变化的综合效果能够与排异的存在相关。
在上述方法的任何一种方法中，可以创建排异程度。与标称条件(通过统计确定的或者根据标量测量确定)的偏离越大，发生实际排异的可能性越大，或者排异的严重性越强。程度数增加表示记录波形数据与基准波形的偏差变大。可以将程度数当作排异的“等级”。
还可以将排异程度与临床结果(来自活组织检查、尸体解剖等)相关联并且与建立的异体移植排异的“等级”相关联。
这里说明的方法能够检测记录数据中很微小的变化。由此可见，认为即使在同时的活组织检查中还没有观察到排异，也将存在肾K中排异程度上可测的变化。这是因为这里说明的方法对整个肾结构中的变化敏感，而如果活组织检查不是从碰巧刚好正在开始排异的位置的局部区域取得的话，活组织检查可以示出阴性结果。从而，与活组织检查相比，本方法具有这样的可能性，即足够早地检测排异以在本质上是“预测”的。排异的早期检测有利于允许迅速地开始延长生命治疗。在倾向于急性排异迅速发作的免疫受损患者中，该早期检测尤其重要。
在可以单独使用或与上述电信号监测方法一起使用的本发明的另一个方面中，可以通过监测进出器官的血液流速或其它流特性，来确定移植后的肾或其它器官的排异和功能。
图21例示了示出了其一些结构的移植后的肾“K”，示出的结构包括肾静脉“V”的根部(stub portion)、肾动脉“A”的根部以及输尿管“U”。在移植过程中，通过吻合50和52(一般用虚线表示)将肾静脉V和肾动脉A的这些根部与宿主身体的肾血管接合。吻合是血管结构的外科连接以形成连续通道并且可以通过缝合、装钉、粘合等实现。该处理不是完美的，并且可能导致血液渗漏入腹腔内，并且随后肾K会衰竭。
通过监测流过肾血管的流可以确定吻合50和52的质量、肾K的状态或这两者。图21示出了具有一个或更多个流量换能器54的肾K，该一个或更多个流量换能器54例如使用带55与肾血管接触地设置或靠近肾血管设置，并且通过导线112联结到植入的传感器单元110。
流量换能器54可以是有源的或无源的。在这个示例中，它们是已知类型的有源超声流量传感器，这些有源超声流量传感器能够向血管施加声波并且感测由悬浮在血液中的气泡或颗粒所反射的声能。这样的传感器能够测量该传感器所附接的血管的直径。该信息与观察到的或假定的平均血液速度结合，可以用于计算血管内的流量。在图21中，第一对流量换能器54附接到肾动脉A在吻合52的相对两侧，并且第二对流量换能器54附接到肾静脉V在吻合50的相对两侧。也可以使用感测可以与流有关的流特性(如，压力、血管直径等)的其它类型的换能器。可以用所示的带56、或用缝线、缝合线或粘合剂来附接换能器54。图22示出了不同的结构，其中，单对流量换能器54附接到肾动脉A在吻合52相对两侧。该单对可以转而施加到肾静脉V。图23示出了单个流量换能器54附接到肾血管中的一条血管的另一个变型(在这种情况下，肾动脉A)。
传感器单元110的结构可以与上述传感器单元10基本上相同，例如，传感器单元110可以包括容纳控制器、能量源、收发器以及天线(未示出)的壳体。传感器单元110能够向流量换能器54发送信号，接着，该流量换能器54将声能输入肾血管。传感器单元110能够或者根据响应于外部命令的要求或以编程的时间间隔自动接收并且可选择地存储从流量换能器54返回的反射信号。接着，可以将反射信号发送到外部接收器。下面将更全面地解释传感器单元110的工作。在组合应用中，单个传感器单元110可以用于收集来自电极12和流量换能器54这两者的信息。
可以以各种方式使用流量换能器54以产生临床上有用的信息。例如，如果如图22所示流量换能器54设置在吻合52的各侧上，那么使用公知的多普勒频移测量技术可以测量通过肾血管(这种情况下，是肾动脉A)的流量(flow rate)。如果没有渗漏，不论流是连续的还是脉动的，在吻合52两侧的流量都应当是相同的。如果流量有任何大的差别，那么这将表示出现了从肾动脉A进入腹腔内的渗漏流。使用具有图21中所示的四换能器结构相同的技术，可以在肾动脉A和肾静脉V中独立地监测渗漏。
可替换地，如图23所示，使用至少一个流量换能器54，可以使用流比较来评估肾K的状态。在这个方法中，流量换能器54用于确定基准流量。可以在患者进行肾移植时、在植入传感器单元110时或者在其它某个预定时间，获得基准流量。然后，在后续时间取得附加流量测量值。流量的明显变化可能表示肾排异。
图24和图25示出了可以与上述监测方法中的任意一个方法一起使用的数据收集系统。该系统包括植入患者P中的传感器单元(如，上述传感器单元10或110)。
本地数据单元58用于接收、存储以及可选择地处理来自传感器单元10的数据。本地数据单元58包括在软件控制下工作的计算机、微处理器或中央处理单元，并且具有相关的数据存储部(如，闪存、RAM、EEPROM、硬盘、软盘、CD或DVD-ROM等)以及收发器或其它数据通信部(如，TCP/IP网络适配器或调制解调器)。
使用中，本地数据单元58设置为与传感器单元10通信，例如，使用中继单元66(如，示出的手持识别笔)。中继单元66包括天线、能量源、数据存储部以及与传感器单元10中的收发器兼容的收发器(如，感应线圈)。使用中，例如通过短距离感应耦合，中继单元66接收来自传感器单元10的数据。接着，或者存储数据用于随后向本地数据单元58转发，或者将数据立即转发到本地数据单元58。通过通信链路67(如，线缆、红外发射器、或无线链路(如，蓝牙无线协议))进行转发。
可选择地，可以通过公知类型的射频(RF)通信链路60进行传感器单元10和数据单元58之间的通信。
本地数据单元58接收来自传感器单元10的数据，接着经由远程通信路径62(如，无线或有线分组交换网络(如，局域网、广域网或因特网))、使用调制解调器经由电话线或者通过卫星连接，来转发该数据。为安全之目的，可以对远程通信链路进行加密。接着，由在远端位置的数据服务器64(参看图25)接收数据。可选择地，可以接收来自传感器单元10的数据，接着由本地数据单元58存储数据用于随后向数据服务器64发送。
可选择地，可以提供医师接口单元68。医师接口单元68包括计算机70(如，台式微计算机)以及类似于上述中继单元66的中继单元72，或与传感器单元10兼容的其它合适的通信链路。用软件对医师接口单元68进行编程，使医师接口单元能够从传感器单元10接收数据并且显示数据用于检查，例如用图表实时地示出由传感器单元10测量并且发送的阻抗、流量或其它数据。医师接口单元还可以被编程为基于接收到的数据计算阻抗值和/或执行上述数据分析。医师接口单元68还能够通过中继单元72向传感器单元10发送指令，例如以改变传感器单元10的可编程参数(如，测量间隔)的值，以询问传感器单元10可编程参数的实际值，或命令传感器单元10发送数据。
图25示出了数据服务器64以及有关组件。数据服务器64通过上述通信路径62从本地数据单元接收数据。为此，可以提供数据接收软件模块74。接着，可以通过能够执行阻抗计算、基准波形比较和/或上述信号分析的分析软件模块76处理数据。处理后的数据存储在数据库78中(如，结构化查询语言(SQL：structured query language)数据库)。接着，通过允许用户观看患者数据汇总、图形分析画面等的电子病历(EMR：electronic medical record)软件模块80可以访问数据。可以通过远程计算机82的监测服务(如，经由安全网络连接)，或由在通过网络连接与数据服务器64通信的远程计算机84上的另一个授权用户(如，患者的主治医生)来访问EMR模块80。还可以在数据服务器64中提供计费软件模块86以跟踪对监测服务的使用或其它授权用户的使用。
上述已经说明了用于监测器官的系统和方法。虽然已经说明了本发明的具体实施方式，但是对于本领域技术人员来说，显然在不偏离本发明的精神和范围的情况下可以对本发明做出各种修改。因此，仅仅出于说明目的而不是为限制目的，提供本发明优选实施方式的上述说明以及用于实施本发明的最佳方式，本发明由权利要求书限定。