交叉引用相关申请
本申请要求均在2008年5月12日提交的题为“OPTICAL SENSOR APPARATUS AND METHOD OF USING SAME(光学传感器装置和使用 光学传感器装置的方法)”的第12/119,315号美国专利申请、题为 “DOPPLER MOTION SENSOR APPARATUS AND METHOD OF USING SAME(多普勒运动传感器装置和使用多普勒运动传感器装置的 方法)”的第12/119,339号美国专利申请、题为“INTEGRATED HEART MONITORING DEVICE AND METHOD OF USING SAME(集成心脏 监测设备和使用集成心脏监测设备的方法)”的第12/119,325号美国专利 申请、题为“METHOD AND SYSTEM FOR MONITORING A HEALTH CONDITION(用于监测健康状况的方法和系统)”的第12/119,462号美 国专利申请和在2008年9月9日提交的题为“DOPPLER MOTION SENSOR APPARATUS AND METHOD OF SUING SAME(多普勒运动 传感器装置和使用多普勒运动传感器装置的方法)”的第12/206,885号美 国专利申请的优先权，所有申请由与此相同的发明人提交，并且所有申请 的全部内容通过引用合并到本文中。
技术领域
本发明涉及感测设备并且，更具体地，涉及用于感测流体速度的感测 设备。
背景技术
出于医学原因，需要对患者的体内参数监测一段时间。心脏的心律失 常是引起心脏在身体间泵血的电脉冲的正常序列的变化。因为异常的心脏 脉冲变化可能仅偶发地出现，所以会需要连续的监测来检测心律失常。医 疗人员利用连续的监测可以特性化心脏状况并建立适当的治疗过程。
测量心律的一种现有技术设备是美敦力(Medtronic)(美国，明尼苏 达州，明尼阿波利斯市)的“Reveal”监测器。该设备包括可植入心脏监 测器，用于例如确定患者的晕厥(昏倒)是否与心脏节律问题有关。Reveal 监测器连续不断地监测心脏的速率和节律达14个月之长。在从昏倒经历 中醒来之后，患者将记录器设备放置在皮肤外部、在植入的Reveal监测 器的上方，并按按钮来将数据从监测器传送到记录设备。将记录设备提供 给医生，医生对存储在记录设备中的信息进行分析从而确定是否记录到了 异常的心脏节律。记录器的使用既不是自动的也不是自主的，并且因此需 要要么患者是有意识的、要么另一个人的干预来将信息从监测器传送到记 录设备。
另一个已知类型的可植入监测设备是发射应答器类型的设备，其中将 发射应答器植入患者中并随后用手持式电磁读取器以非侵入式的方式对 其进行访问。在第5,833,603号美国专利中描述了后一类型的设备示例。
发明内容
本文中公开了用于获取信号和计算测量结果的感测设备。在一个实施 例中，感测设备包括具有一个或多个换能器的传感器，换能器用于发送和 接收声能并将接收到的声能转换为一个或多个信号。将传感器面向导管的 一侧进行定位。计算设备对传感器进行操作并对多个信号进行处理来获得 测量值。传感器和计算设备被包围在外壳中。
在本文中还公开了用于获取信号和计算测量结果的方法。方法的一个 实施例包括以下步骤：提供如以上段落中所公开的传感器设备，从一个或 多个换能器发送声能，从一个或多个换能器接收声能来获得一个或多个信 号，对一个或多个信号进行处理来获得测量值，以及对测量值进行分析来 获得表示流体特性的参数值。
在另一个实施例中，提供了用于对血管和流过血管的血液中的至少一 个的特性进行声学测量的设备。该设备包括具有第一侧和第二侧的外壳、 传感器组件和计算设备。传感器组件被安装至外壳并且包括一个或多个换 能器，换能器用于穿过外壳的第一侧发送声能，接收穿过外壳的第一侧的 声能，以及将声能转换为信号。计算设备被配置为将一个或多个换能器激 活并对信号进行解译来确定特性。外壳包围传感器和计算设备。
通过结合附图参照本发明的实施例的下列描述，本发明的特征以及实 现它们的方式将变得更加明白并且本发明自身将更好理解。
附图说明
图1A是感测设备的示例性实施例的侧视示意图；
图1B是图1的感测设备的外表面面向(outwardly-facing)图；
图1C是图1的感测设备的透视图；
图2和图3是图1的感测设备和血管的侧视示意图；
图4是多普勒传感器的示例性实施例的示意性顶部视图；
图5是波和流体流动定向的概念向量表示；
图6A-6D分别是根据另一个示例性实施例的多普勒传感器的示意性 正视图、侧视图、顶视图和透视图；
图7是多普勒传感器的另一个示例性实施例的示意性顶视图；
图8是适用于对来自图1的感测设备的通信信号进行发送和接收的系 统的概念图；
图9是用于对运动进行测量的示例性方法的流程图；
图10是心脏周期的示意图；
图11是流过血管的流体的概念图；
图12是在心脏周期期间进行测量的曲线图；
图13是根据示例性实施例的多普勒传感器的概念图；
贯穿几个图，相应的附图标记表示的相应的部分。虽然附图表示本发 明的实施例，但是为了更好地说明和解释本发明，附图不是必须成比例的 并且可以放大某些特征。本文中所提出的范例以几种形式说明了本发明的 实施例并且这样的范例将不会被解释为以任何方式对本发明的范围进行 限制。
具体实施方式
以下讨论的实施例并不打算是穷尽的或将本发明限制于下列详细描 述中所公开的精确形式。更确切地，对实施例进行选择和描述以使得本领 域的其它技术人员可以应用实施例的教示。
图1A示出了根据一个示例性实施例的感测设备1。感测设备1通常 包括多个部件，部件包括多普勒传感器60、计算设备20、通信设备30 和能量存储设备40，每个部件都安装在板80上并且与计算设备20进行 电子通信。部件被包围在外壳90中。在一个实施例中，能量存储设备40 适用于接收来自外部能量源46的电磁能量波44。
在一个实施例中，感测设备1被适用于确定患者的生理状况。“患者” 是指生理状况被感测设备1所测量的人或动物。虽然本文中所公开的发明 是在医学背景下进行描述，但是本文中所公开的教示同样可应用于需要小 型的数据获取组件来随着时间进行测量的其它背景下。例如，传感器组件 在没入水中的或难以到达的应用中、在危险的环境下、在具有重量和尺寸 限制的应用中、在现场调查研究活动中等可以是理想的。
在一个实施例中，感测设备1被皮下植入在患者体内。然而，应该理 解，可以使用各种植入技术将感测设备1植入在不同的位置。例如，可以 将感测设备1植入在胸腔中、肋廓(rib cage)之下。外壳90可以以圆形 盘或椭圆形盘的形状形成，其尺寸大致与两个堆叠的25美分硬币相同。 当然，取决于应用，可以将外壳90配置为多种其它形状。外壳可以包括 四个向外突出的环92，在图1B和图1C中示出，用于接受缝合从而在患 者的体内将组件皮下地固定。取决于外壳90的形状可以设置更多或更少 的环92。当被如此固定时，多普勒传感器60被面向内地定位，而以下详 细描述的能量耦合器面向外。
在感测设备1的另一个实施例中，将多普勒传感器60和感测设备1 的其它功能部件(feature)与植入式心脏设备集成在一起，植入式心脏设 备例如起搏器、心脏再同步治疗(CRT)设备、植入式心率转复除颤器 (ICD)等。在一个实施例中，可以通过将感测设备的部件与心脏设备组 合来实现集成。例如如果心脏设备包括计算设备，则可以将执行方法的算 法与心脏设备的计算设备相结合而不是增加第二计算设备。以类似的方 式，可以将能量存储器和通信设备相组合来避免重复(duplication)。在 一个实施例中，将感测设备的一些部件包括在外壳内并且一些部件附属于 心脏设备。心脏设备和外壳中的部件被可操作地连接起来。
在另一个实施例中，将感测设备1定位在患者身体的外部。设置了支 撑构件来在身体外部对感测设备1进行支撑。可以将支撑构件永久地或临 时地耦接至感测设备1。在一个实施例中，支撑构件包括粘合层，用于将 支撑构件黏附地耦接至患者身体。在另一个实施例中，支撑构件包括可以 是弹性的带子，用于相对于患者的身体固定感测设备1。
可以借助于例如超声仪的外部映象(mapping)系统将感测设备1皮 下地植入或定位在患者上。合适的放置确保关注的血管位于感测设备1 的感测范围内。在关注的血管是主动脉的情况下，可以将感测设备1定位 在患者的胸部或者背部的某个位置，该位置使通过以本文中所描述的方式 获得的测量的、由肋骨所引起的干扰有所减少。
1.多普勒传感器
多普勒传感器包括一个或多个换能器，用于使物体受声波作用并接收 被反射的超声波。通过将超声能量的声穿透波以已知角度引导向流体、对 被反射的超声能量的频移进行测量、然后计算出流体的速度，从而可以确 定所关注的流体的速度。多普勒频移与平行于声穿透波的速度向量的分量 成比例。用以下方程式来确定流体的速度v：
v＝fd·c/(2·f·cos θ)
其中c是血液中的声速，f是声穿透波的频率，θ是波和速度向量之间的 角度，并且fd是多普勒频移。在下文中参照图9-图12对基于速度测量来 计算血压的方法的实施例进行非常详细的描述。
换能器是将声能转换为电信号以及将电信号转换为声能的设备。取决 于一个或多个换能器的操作方法，可以用各种方法计算频移。在操作的一 个方法中，多普勒传感器可以是连续波传感器。连续波多普勒传感器包括 用于发送超声波的换能器和用于接收超声波的换能器。在该方法中通过比 较两个波来直接测量频移。在另一个方法中，可以使用脉冲波多普勒传感 器。脉冲波多普勒传感器具有单一换能器，用于发送超声波和用于接收超 声波。在发送波之后，多普勒传感器从发送操作模式切换为接收操作模式。 通过对随后接收到的波之间的相移进行比较来测量频移。被依次发送和接 收的多个波是计算相移所必需的。可以用例如卡塞(Kasai)算法或互相 关算法的公知的算法来获得接收的脉冲和发送的脉冲之间的相移。
换能器可以包括线圈、压电材料以及其它适合的换能器。可以将换能 器聚焦以便发送声能的窄波或者声能束。换能器还可以发送声能的宽波或 声能的未聚焦波。可以将两个或更多个换能器组合成线性阵列来发送能够 用理想数量的能量来使大范围受到声波作用的声波。大是指范围比可以受 到单一换能器的声波作用的范围大。可以将线性阵列连接起来以使得将它 们可以好像由单一换能器组成的那样进行驱动。还可以将线性阵列连接起 来以使得每个换能器段作为独立的换能器进行操作。
图2示出对具有红细胞5中的血红蛋白的血液4进行输送的血管3 与多普勒传感器60之间的关系。多普勒传感器60具有换能器61，换能 器61面向由血管3输送的流体4进行定位。由换能器61发送的波62被 示出为沿着由垂直于换能器61的表面的中心线63所指示的方向传播。箭 头6指示出在血管3中流动的流体4的方向。虽然在本文中描述了多普勒 传感器60来描述多普勒传感器在感测组件1中的功能，但是本文中所描 述的其它多普勒传感器执行相同功能并且，通常，在本申请和相关申请中 所引用的多普勒传感器60同样适用于本文中所描述的其它多普勒传感 器。
在一个实施例中，例如脉冲发生器的驱动设备提供与想要得到的频率 相对应的输出。输出可以被例如晶体管的放大器放大、与计算设备20集 成或者提供在计算设备20的外部。输出可以包括波形。计算设备20可以 提供频率生成功能。在一个可替换实施例中，由驱动设备向换能器提供与 想要得到的超声频率相对应的电压并且换能器将电能转换为超声波形式 的声能。
在一个实施例中，感测设备1具有通信端口，用于与其它设备相连或 者与其它设备交换信息。示出了连接器85。下面参照图8对连接到感测 设备1的其它部件的连接器85的操作进一步做更加详细地描述。
图3示出被反射的超声波64。波64被示出为沿着由中心线63所指 示的方向进行传播。波64在与波62的传播方向相反的方向上进行传播。 波64还具有与波62的频率不同的频率。通过对换能器的选择来确定差异。 在一个实施例中，波62是连续波并且波64与波62同时期地被反射。在 另一个实施例中，波62是在反射波64到达换能器A之前由换能器A发 送的脉冲波。计算设备20可以引导换能器A发送波62并且对波64到达 发送器A所需要的时间进行测量。波以公知的恒定速度通过软组织进行 传播。可以从波62的发送和波64的接收之间的传播时间来计算沿着中心 线63从换能器A到血管3的距离。
图4示出包括线性阵列换能器A、B和C的多普勒传感器70。多普 勒传感器70可以与感测设备1的其它部件耦接或集成。换能器A、B和 C中的每一个可操作地与驱动设备(未示出)相连接，驱动设备给每个换 能器供以动力从而引起每个换能器发送能够传播一定距离到关注的流体 并且在到达流体时反射相移波的超声波。可以以不同的频率驱动换能器 A、B和C中的每一个来对由多普勒传感器70所接收的反射波的源进行 区别。为了方便起见，线性阵列中的每个换能器在本文中被称为换能器段 (segment)。在示出的实施例中，每个线性阵列换能器包括五个换能器段。 换能器段可以被可操作地连接来被分别地或者同时地激活。一个或多个换 能器段的分开激活是理想的来限制功率消耗。可以同时激活多于一个的换 能器段来扩展每个发送波的影响。当然，如果激活了线性阵列中的所有段， 则线性阵列像单一换能器那样操作。多普勒传感器70可以包括三个这样 的换能器。
将换能器A、B和C相对于彼此一定角度地进行布置。在图4中示 出的一个实施例中，换能器B和C被布置成相对于换能器A 45度的角度 并相对于彼此90度。换能器可以相对于其它换能器不同角度地进行布置。 对位置和角度进行选择来将声能定向在从血管处对声能进行最优反射的 方向。至少部分地基于对患者的具体分析来进行选择。对患者的具体分析 可以确定将感测设备1定位在哪里，例如外部地或植入地、定位在前面或 者后面，并且感测设备1的位置将确定从多普勒传感器到关注的血管的距 离。在一个实施例中，换能器B和C被布置成相对于换能器A 30度的角 度并相对于彼此120度。
换能器A包括段A1-A5，换能器B包括段B1-B5，并且换能器C包 括段C1-C5。每个段可以对波形式的超声能量进行发送和接收。在每个段 处开始并垂直于段而伸出的箭头表示由每个段所发送的波的方向。此外， 箭头72、74和76分别表示由换能器A、B和C所产生的波的合计方向。 根据换能器和目标流体之间的距离来选择声能的频率。通常在2-10MHz 之间的频率处激励换能器来在通过患者的软组织之后到达通常在3-20cm 距离处的输送血液的血管。在一个实施例中，在2-10MHz之间的频率处 激励换能器A、B和C中的每一个。在另一个实施例中，在5Mhz频率处 对换能器A的一个或多个段进行激励，在4.5Mhz频率处对换能器B的一 个或多个段进行激励，并且在5.5Mhz频率处对换能器C的一个或多个段 进行激励。可以在线性阵列换能器的每个段处测量反射波。每个段可以被 顺序地激励并且可以被激励多次。在其它实施例中，可以使用多于五个段 或少于五个段来形成换能器单元。在一个实施例中，使用十到十五个段。
多普勒频移或频移与平行于撞击波的速度向量的分量成比例。因为多 普勒频移取决于波和速度向量之间的角度θ的余弦，并且余弦函数的范围 在0到1之间，所以由与速度向量平行定向的波所产生的信号产生最优的 信号。在一个实施例中，计算设备20仅从角度θ＝θ1小于或等于20度的 波产生信号。图5概念地示出速度向量6和先前在图4中呈现的、具有方 向72、74和76的波之间的关系。图5还示出以相对于速度向量6角度θ1布置的四个箭头。箭头74被示出为相对于速度向量6形成比θ1小的角度。 因此，定向在由箭头74所表示的方向上的波、在此情况下是由线性阵列 换能器B所产生的波可以生成可用信号。相对地，定向在由箭头72和76 所表示的方向上的、对应于换能器A和C的波将不产生可用信号。
在一个实施例中，感测设备1包括被配置为对血管的位置和直径进行 检测的光学传感器组件。感测设备1可以基于血管的位置来确定哪些换能 器将不产生可用信号，并且为了节省能量将仅从可以产生可用信号的换能 器处发送超声波。
为了增加多普勒传感器的范围，可以将另外的换能器设置为以不同角 度进行布置，以使得可以以某个角度定位一个或多个换能器，该角度产生 定向在相对于速度向量小于或等于20度的角度处的波。在一个实施例中， 将三个换能器以K的形状进行排列来使得即使当多普勒传感器70和血管 3的相对位置随着时间或者其它因素，例如患者的活动水平和姿势，而略 微改变的时候多普勒传感器70也能够获得足够数量的信号。由一个换能 器产生的反射波可以被多于一个的换能器所接收。然而，由于波具有与每 个发送换能器对应的频率，所以多普勒传感器70能够基于相应的发送换 能器的相对位置及其发送频率选择性地过滤信号以使得多普勒频移可以 被适当地识别。频移对应于速度以及流动方向。
在一个实施例中，当波撞击在除了关注的血管以外的血管上的时候， 来自由线性阵列换能器A、B和C的段所接收的波的信号被过滤掉。可以 与获得相对位置数据的方式相同的方式来获得除了关注的血管以外的血 管的位置，以下将对该方式进行解释。在另一个实施例中，计算设备20 首先为每个段确定角度θ，只有当段的角度θ可以生成可用信号的时候才 选择性地激励换能器A、B和C的段，由此节省能量。此外，如果换能器 的所有段可以产生可用信号，计算设备20可以对产生的信号数量进行限 制来节省能量。例如，如果所有五个段被定位来产生可用信号，计算设备 20可以选择三个信号来节约40％的生成五个信号所必需的能量。
当将包括线圈的多个换能器极其接近地定位时，每个换能器会干扰其 它换能器的操作。可以用合适的过滤算法来抵消(neutralized)干扰。然 而，以这种方式过滤需要另外的存储器和能量来处理算法。图6A-6D示 出配置为使换能器之间的干扰最小化的多普勒传感器170。多普勒传感器 170包括分别具有线圈176、177和178的换能器171、172和173。图6A、 6B、6C和6D分别是多普勒传感器171的正视图、侧视图、顶视图和透 视图。换能器171、172和173在由符号X所表示的三个侧面上用配置为 阻挡电磁波的材料并且在由符号Y所表示的第四个面上用配置为允许电 磁波穿过的材料对线圈176、177和178进行包围。本文中侧面Y被称为 电磁窗口。阻挡材料可以是包括金属的任何适合的材料，非阻挡材料可以 是例如塑料的任何适合的材料。阻挡材料物理上消除了线圈176、177和 178之间的干扰，由此节省能量并通过减少内存需求而使得感测设备1进 一步小型化。换能器171、172和173是堆叠的而不是放置在共同的平面 上。为补偿堆叠而产生的计算需求，例如给几何距离计算引入第三维度， 消耗可忽略的资源。在许多情况下，由于堆叠的可忽略的影响，可以将堆 叠影响完全忽略不计。
图7示出根据又一个示例性实施例的多普勒传感器。多普勒传感器 270包括可以是单一换能器或线性阵列换能器的换能器271-279。将换能 器271-279以三个K的形状定位来在没有增加感测设备1的外形(profile) 并因而没有向计算中引入堆叠变量的情况下提供更广泛的感测范围。可以 使用更多或更少的换能器来适应外壳的形状和感测设备1所放置的位置。 在示出的实施例中，换能器271、274和277包括三个K形阵列的底部。 将换能器271和277相对于换能器274以30度的角度进行布置并且将换 能器271和277中的每一个相对于每个K型阵列的剩余的两个腿以45度 的角度进行布置。
如先前所讨论的那样，计算血液速度需要知道波和血管3之间的入射 角度θ。可以以各种方式获得入射角和其它对血管3和多普勒传感器的相 对位置进行表征的数据。一旦获得入射角和其它数据，可以将其存储在存 储器中作为参考值。在一个实施例中，可以由外部设备通过通信设备30 给计算设备20提供相对位置数据。外部设备可以向通信设备30无线地发 送包括相对位置数据的通信信号。在另一个实施例中，可以由另一个植入 式设备通过通信设备30给计算设备20提供相对位置数据。其它植入式设 备包括但不限于起搏器、心脏再同步治疗(CRT)设备、植入式心率转复 除颤器(ICD)等。在又一个实施例中，可以由包括在感测设备1中的另 一个传感器或传感器组件给计算设备20提供相对位置数据。在以上引用 的“光学传感器申请”中提供了用于检测血管的相对位置的传感器组件。 一旦确定了所选择的信号，计算设备20通过根据公知的频移和角度算法 或表格来比较发送波的频率和接收波的频率从而计算血液速度值。
在感测设备1的另一个实施例中，将多普勒传感器和感测设备1的其 它功能部件(feature)与植入式心脏设备集成在一起，植入式心脏设备例 如起搏器、心脏再同步治疗(CRT)设备、植入式心率转复除颤器(ICD) 等。
虽然可以对感测设备1进行编程来相对偶尔地执行血液速度测量从 而节约功率(例如每天一次或两次)，但是应该理解，随着电池技术的改 进，功率节约将不再是个问题，可以更加频繁地进行测量。此外，当感测 设备1不是被植入(即被患者外部佩戴)的时候，可以通过连接器85向 感测设备1供电，由此消除了节约功率的需要并且允许频繁甚至连续的测 量。
2.计算设备
计算设备20包括多个部件。虽然本文中所描述的部件好像它们是独 立部件，但是可以将部件组合成例如专用集成电路的单一设备。计算设备 20包括处理器、存储器、一个或多个程序、输入设备和输出设备。存储 器可以包括但不限于RAM(随机存取存储器)、ROM(只读存储器)、 EEPROM(电可擦可编程只读存储器)、flash(闪存)存储器或其它存储 器技术。可以将处理器和存储器构造在集成电路中。该集成电路可以包括 一个或多个多普勒传感器60、70、170和270和通信设备30。此外，计 算设备20可以在集成电路上包括A/D转换器和/或D/A转换器。可替换 地，可以分别设置A/D转换器和/或D/A转换器。
程序表示指导处理器执行响应于数据的任务的计算机指令。程序存在 于存储器中。包括参考数据和测量数据的数据也存在于存储器中。可以将 参考数据存贮在ROM中，或者可以将其存储在RAM中使得可以随着时 间要么响应于外部输入、要么响应于随着时间所采集的测量数据的特性来 进行修改。还可以设置对测量值进行响应的协议。可以将协议存储在永久 性存储器中或者可以将其存储在例如RAM的非永久性存储器中。
计算设备20通过输入设备和输出设备来对多普勒传感器60、70、170 和270和通信设备30进行控制。计算设备20可以对多普勒传感器60、 70、170和270的波的数目、频率、功率级和发送进行控制来用最少量的 能量获得期望的测量结果。
图8公开了用于与感测设备1交换信息的系统300。系统300包括可 选地具有连接器85的感测设备1(在图1A中示出)。系统300还可以包 括计算机302、经由线缆303可操作地耦接至计算机302的对接站(docking station)304、和电话306。在一个实施例中，系统300基于由计算设备 20所执行的处理来向感测设备1无线地发送通信信号并从感测设备1无 线地接收通信信号。
连接器85适用于插入到对接站304中。感测设备1被示出对接(dock) 在对接站304上。当被对接的期间，感测设备1可以对能量存储设备40 充电。将对接站304可选地耦接至计算机302来在将感测设备1放置在患 者身上或患者体内之前对存储在计算设备20的存储器中的程序和参考值 进行更新。在另一个实施例中，可以将感测设备2放置于患者外部，并且 将连接器85可操作地耦接至能量源从而对感测设备2供以动力并防止能 量存储设备40的耗尽。
在又一个实施例中，可以通过连接器85将另外的传感器和设备耦接 至感测设备1。其它的传感器和设备可以包括但不限于另外的传感器组件 2、温度传感器、压力传感器和加速度计。其它的设备可以包括或可以不 包括计算设备。还可以将其它的设备与感测设备1在外壳90内相结合。 在以上引用的相关的“集成心脏申请”中公开了集成感测设备。通过将适 用于操作另外的传感器和设备的、修改过的程序下载到计算设备20的存 储器中，感测设备1的操作可以适用于对另外的传感器和设备进行操作。 下载可以发生在当将计算设备20对接在对接站的时候。可替换地，可以 将新程序通过计算设备40无线地下载。
图9是示出在计算设备20中被激活来用于测量血压参数并执行对测 量值进行响应的功能的程序的流程图。在步骤400处，计算设备20从多 普勒传感器处获得表示流体速度的换能器信号。在一个实施例中，换能器 信号包括电压和频率。应该理解，速度信号来自于由反射对象所产生的波。 在血液速度的情况中，对象是红细胞。通常理解的是血液中的红细胞的速 度准确地表示了血液速度。
可以基于心脏周期数据启动步骤400来限定心脏周期中的特殊点处 的血液速度。还可以响应于通过通信设备30所接收的外部命令或由于感 测设备1检测到异常状况来启动步骤400。将换能器中A、B和C中的每 一个顺序地激励。在一个实施例中，换能器A发送波，然后切换到接收 模式。多普勒传感器70以由换能器A的配置所确定的方式检测反射波。 以相同的方式依次激活换能器B和C。在另一个实施例中，每个换能器 包括发送元件和接收元件并且因而可以将该换能器激活来同时发送和接 收声能。换能器标号或者激励顺序是不重要的。可以利用更多或更少的换 能器。选择换能器的数量和定向来在相对于血管3一定角度处获得数据， 该角度为预期的目的产生足够的数据。
在步骤402处，计算设备20对信号进行处理来获得测量值。处理可 以涉及移除固有信号噪声、将信号从模拟形式转换为数字形式、定标、滤 除未被选择的波、或者对检测信号进行调节来将它们转换为测量值。在一 个实施例中，将在一个心脏周期中获得的测量结果求平均来获得平均血液 速度。在另一个实施例中，将在一个心脏周期中获得的高值测量结果和低 值测量结果求平均来获得平均血液速度。可以使用心电图(ECG)来估 计什么时候血液以最大或者最小速度流动。在处理之后，可以将测量值存 储在存储器中或者可以对其进行分析来首先确定是否应该保留该值。按照 本文中所提供的教示，可以按照需要重复步骤400和402，来获得足够的 测量值，从而计算期望的参数。以下参照图12对基于速度测量来计算血 压的方法的实施例进行非常详细地描述。
为了节省能量，理想的是仅在相当肯定将会获得适合的信号的时候才 操作多普勒传感器70。在一个实施例中，在将多普勒传感器70激活之前 可以使用低功耗传感器来对关注的血管相对于每个换能器的角度进行探 知。在一个实施例中，感测设备1包括了在以上引用的“光学传感器”的 申请中所详细描述的红外传感器组件2。传感器组件2对感测设备1被定 位以使得从多普勒传感器的换能器发送的波以近似等于或小于20度的角 度与血液的速度向量相交进行探知。对没有被合适定位的换能器不进行激 励。
在步骤404处，计算设备20对测量值进行分析。分析可以包括基于 测量值的参数数据的计算和/或诊断。参数数据指的是例如流体速度、心 脏输出量、心脏节律等的计算值。诊断指的是将参数值与参考值进行比较 来检测患者的异常状况。参考值是特定患者的测量参数的正常值或预期 值。如果检测到异常状况，计算设备20可以传递警报而不是在采集到测 量值的同时传递测量值(消耗不必要的功率)或者等待直到存储器已满或 者达到预先确定的传输时间的时候才发送测量值(在等待期间将患者暴露 于不必要的危险)。
可以同时执行步骤400、402和404。以上所描述的对速度进行计算 的装置和方法在计算血液和其它流体的速度时是有用的。在连续流体流动 的情况下的速度计算不需要更进一步的计算。但是，如果流体流动是周期 的而不是连续的，另外的测量和计算是所期望的来更加完全地将流动特性 化并基于流动特性来诊断异常状况。
参考值可以包括目标值和可接受的变化范围或限制。参考值还可以包 括通过通信设备30从其它传感器获得的或从其它设备获得的、包括但不 限于相对位置值的测量值。
当参数值超出参考目标值或范围的时候参数值指示异常。在一些实施 例中，参数值可以产生像例如移动平均值那样的统计量，并且当参数统计 量与参考统计量相差超过预期数量的时候检测到异常。如果参数数据与预 期值相差超过预定数量，那么计算设备20可以在对异常做出诊断之前启 动新的测量周期来对参数数据进行检验。
一种异常的医学状况是心脏心率失常。可以将计算设备20配置成执 行对测量值的分析来确定例如是否心脏节律是不规则的从而指示出了心 律失常。
使用外部获得的值或者来自另外的传感器的值可以对另外的异常医 学状况进行检测。在以上引用的“光学传感器申请”、“集成心脏申请”和 “健康状况申请”的相关申请中公开了可以包括在感测设备1中的另外的 传感器。
在步骤406处，如果检测到异常状况，特别地按照规定的协议确定状 况是严重的状况或者危险的状况，则计算设备20发送警报。可以将警报 用来启动警报器或者来警告患者采取补救措施。补救措施可以是终止或者 减少体力活动。警报还可以向应急服务提供全球定位(GPS)信息。参照 图6，当发现异常状况的存在，还可以将其显示在计算机36上并且/或者 经由通信设备30将其发送给看护者。警报可以包括文本消息或者与状况 对应的代码。计算设备20还可以启动新的测量周期并连续地响应于检测 的异常状况进行测量。
在步骤408处，计算设备20可以启动治疗。感测设备1可以通过通 信设备30接收外部指令来响应于警报执行治疗。可选地，基于协议，也 可以使用异常状况来对适用于提供治疗的设备进行指导从而提这种治疗。 治疗可以包括例如电击或者提供药品。
在步骤410处，将参数值或者其它的信息传递给外部设备。可以与以 上任何步骤一起同时地执行步骤410。可以将参数值存储在存储器中并用 通信设备30无线发送。可以将来自通信设备30的通信信号在以下状况下 周期地激活，状况包括：响应于异常状况、响应于外部接收的命令、只要 存储器使用超过预定的数量、或者只要确定能量存储水平低的时候，建立 后两个状况来防止因为存储器溢出或者能量损失而导致的数据丢失。还应 该理解，感测设备1除了通信设备30之外还可以包括通信设备。例如， 当通信设备30是蜂窝调制解调器的情况，感测设备1还可以包括备用的 蓝牙通信设备或射频通信设备。这样的备用设备在蜂窝调制解调器在许多 次尝试之后明显不能发送信息的情况下(例如由于可用功率低、不良的网 络覆盖等)可能是理想的。在这样的情况下，计算设备20可以激活备用 的通信设备来向可替换的外部接收设备发送信息或者警报。
例如一旦检测到了异常状况就执行步骤410以便基本上实时地向看 护者更新。步骤410每隔一定间隔地执行，例如每天一次、一周一次、一 个月一次等。可替换地或者除了这些传输之外，可以对计算设备20进行 编程从而通过使得通信设备30发送被请求的数据或表示被请求的数据的 信息来对由通信设备30所接收到的对数据的请求(例如来自医护人员) 进行响应。
通信信号可以被患者附近的装备所接收来警告患者有状况，或者由医 护人员、亲戚或其它预定的接收者远程地(例如通过网络)接收。
时间点上的血液速度取决于该时间点与患者的心脏周期的哪处相对 应。心脏周期具有电部分和流动部分。电部分指的是引起心脏肌肉泵血的 电波。该波穿过身体并且可以用包括与身体接触的电极的探针对其进行测 量。心电图是测量心脏节律特别是异常节律的好方法。然而心电图不是测 量心脏泵血能力的可靠手段。
图10图示了心脏的电活动的、示出了两个心脏周期的心电图曲线图 500。典型的心电图由P波、QRS复合波(complex)和T波组成。等电 位线502将T波和后面的P波分开。从P波的起点到QRS复合波的起点 对PR间隔504进行测量。它通常长为120毫秒～200毫秒。QRS复合波 长大约60毫秒～100毫秒。ST段将QRS复合波和T波连接起来。典型的 ST段大约持续80毫秒。在一个实施例中，感测设备1包括心电图传感器 和用于检测T波、QRS复合波和P波的算法。
可以以各种方式获得心脏周期。在一个实施例中，可以由外部设备通 过通信设备30给计算设备20提供心脏周期。外部设备可以向通信设备 30无线地发送包含有心脏周期数据的通信信号。在另一个实施例中，可 以由另一个植入式设备通过通信设备30给计算设备20提供心脏周期数 据。其它的植入式设备包括但不限于起搏器、心脏再同步治疗(CRT)设 备、植入式心率转复除颤器(ICD)等。
在一个实施例中，可以由包括在感测设备1中的另一个传感器或传感 器组件给计算设备20提供心脏周期数据。在以上引用的“光学传感器” 的申请中提供了用于检测心脏周期的传感器组件。在又一个实施例中，可 以由心电图传感器给计算设备20提供心脏周期数据。在以上引用的有关 “集成心脏”的申请中提供了包括心电图传感器的传感器组件。
现在将参考图11-12来描述血流和对血流进行表征来计算血压的方法 的实施例。如先前所叙述的那样，血液速度和流动根据心脏周期而变化。 可以将短时间内接连进行地速度测量用于表征心脏收缩血压和心脏舒张 血压。心脏收缩动脉压是动脉中的峰值压力，其在心脏周期的起点附近出 现。心脏舒张动脉压是最低的压力(在心脏周期的静止阶段(resting phase) 处)。可以估计心脏收缩压和心脏舒张压的时间来预计最大血液速度和最 小血液速度。
在计算血压的方法的一个实施例中，感测设备1在被估计为与心脏收 缩压对应的时刻获得多个速度测量结果，并且在被估计为与心脏舒张压对 应的时刻获得另外的多个速度测量结果。计算设备20用针对每个测量结 果所计算出的大动脉3的内表面面积(例如通过由光学传感器组件2所易 化的直径测量来确定)以及测量之间的消耗的时间并且应用针对不可压缩 流体的简化的伯努利(Bernoulli)方程：PT＝PS+PD来将速度测量转换 为压力测量，伯努利方程中PT是总压力，PS是静压并且PD是流路(flow stream)中一点的动压。
现在参照图11，在时刻＝T1处动压PD1和直径d1对应于从在最大血 流状况下进行的速度测量中所确定的压力。在时刻＝T2处，PD2对应于从 在最小血流状况下进行的速度测量中所确定的压力并且d2是T2时刻的 直径。在大动脉3的情况中，在最大流动状况下的静压(PS1)(描绘为 向外指向大动脉3的外壁的力箭头)直接对应于心脏收缩血压测量并且在 最小流动状况下的静压(PS2)直接对应于心脏舒张血压测量。这些计算 假设层流(laminar flow)以及血管上的等速度剖面。可以用从对准血管 中心的波所获得的信号来获得流速采样，并且在这些假设下可以使用流速 采样、按照用流动周期去除划分多普勒曲线的速度时间积分来计算平均速 度。
可以通过对流过大动脉3的血液的总压力(PT)的进一步计算来导 出心脏收缩血压测量结果和心脏舒张血压测量结果。因为由心脏活动产生 的总压力随着时间而改变，所以PT根据时间变化。例如当血液被泵入进 血管的时候，产生的总压力相对于当通向血管的瓣膜被关闭时候存在的压 力来说要高。在一个实施例中，通过计算在时间轴上从最小流动状况到最 大流动状况的压力的变化来导出总压力。如本文中所描述的那样，这些压 力推导利用了血管的同时期的直径(以及面积)测量结果。该变化或加速 度，连同大动脉的每搏输出量和公知的弹性，允许计算设备20根据本领 域公知的原理确定总压力。因而，在时刻T1，等式PT1＝PS1+PD1可 以求解PS1，并且在时刻T2，等式PT2＝PS2+PD2可以求解PS2。如 以上所指出的那样，PS1和PS2分别是心脏收缩血压测量结果和心脏舒张 血压测量结果。
执行血压的准确确定的一个复杂问题是被测量血管直径的可变性。随 着通过血管泵血，血管的柔性壁扩展或收缩，由此影响血压测量结果。该 影响是根据血管直径的变化而发生的、对血液流动的阻力的变化的结果。 本公开的一个实施例在使用本文中所描述的技术和以下的方法时考虑到 该可变性。
如以上描述的那样，血压与讨论中的血管的内壁上的静压直接相关。 也像以上所阐述的那样，用血管中的总压力(PT)来计算血压(PS)，总 压力是血液流动的静压和动压之和(即PT＝PS+PD)。如本文中所描述的， 直接使用多普勒传感器70测量动压。更具体地，PD从使用流量和压力之 间的标准关系的血流(速度)测量结果导出。
静压部分地取决于血管的直径(直径的变化导致阻力的变化，而阻力 的变化影响测量的静压)。如本文中所描述的，在此背景下，使用光学传 感器组件2对血管直径进行测量。通过测量的直径直接计算横截面基本是 圆形的血管的面积。本公开的感测设备1在患者心脏周期的最小幅值 (Min1、Min2、Min3)和最大幅值(Max1、Max2、Max3)附近的紧密 间隔的增量处计算血管的面积。更具体地，如图12中所描绘的那样，通 过以每秒50次采样的速率计算测量的量的采样来产生时间速度积分。在 每个采样处，本方法确定血管3的面积变化(通过使用光学传感器组件2 测量直径的变化)和流过血管3的血液4的速度的增加或减少。在这些紧 密间隔的采样处的单独的面积和速度的计算(在Min1处进行采样的嵌入 图中示出了十个采样C1-C10)允许根据流量＝面积＊速度的关系来单独确 定血液的流量。应该理解，在图12中示出的采样的每个波峰和波谷处进 行了相似的一组十个采样C1-C10。为了简单，仅将一组的十个采样用扩 展的时间轴描绘出来。
心脏舒张和心脏收缩血压测量分别与在图12的曲线图中示出的采样 的波峰(Max1、Max2、Max3)和波谷(Min1、Min2、Min3)处的时间 速度积分测量相对应。在本公开的一个实施例中，在波峰处进行十次采样 (相隔几毫秒)并且在波谷处进行十次采样(相隔几毫秒)。如在图12 中所描绘的那样，三个相继的泵血周期中的每一个都进行这些组的采样。 当然，应该理解，取决于应用可以使用更多或更少的采样。然后将这些采 样求平均(或者以某种方式过滤来去除无关的采样)来确定每个测量的采 样的流量。
根据公知的公式a＝v2/r来确定测量序列中的每个单独采样到下一个 采样的血液的加速度，其中v是血液4的速度，r是血管3的半径(如上 所述，从由光学传感器组件2所执行的测量中导出)。然后根据本技术领 域中公知的原理将加速度测量结果转换为压力(考虑时间轴上的面积变化 和速度变化)。该压力结果表示总压力(PT)，并且为每个测量样本考虑 了血管3的实际瞬时直径(面积)，由此对由血管3的柔性所引起的血压 的潜在误差进行了补偿。用如上所述为每个采样计算的PT和PD，通过 关系PS＝PT-PD来为每个采样确定PS。得到的血压测量结果的单位是克 每立方毫米，并且根据标准换算可以将其转换为托(Torr)的单位(例如 1托＝1.3595e-5Kg/mmΛ2)。通过将波峰处的十个采样求平均并且将波谷 处的十个采样求平均得到最终的PS。这产生了三个波峰值和三个波谷值 (即为三个心脏周期采样中的每一个产生一个)。对于每个周期，(随着时 间的过去)确定了从波峰到波谷的减速度并且(随着时间的过去)确定了 从波谷到随后的波峰的加速度。这产生了三个加速度值和三个减速度值。 将每三个一组求平均来产生加速度的最终的PT和减速度最终的PT。
本公开的另一方面是在以上所描述的计算中使用的多普勒测量结果 的获得方式。更具体地，使用当前的传感器1和正被采样的血管3的测量 的几何形状，可以将本系统配置为拒绝由多普勒传感器70测量的反射波 的不相关部分。如以上所描述的那样，由多普勒传感器70的线性阵列换 能器所发射的波在各个方向进行传播，并且被传播路径中的许多不同的结 构反射掉。应该仅将由被测量的血流所反射的那部分信号用来确定速度。 如以下参照图13所描述的那样，传感器1可以隔离接收这种有用数据的 线性换能器阵列的一个或多个换能器段。
现在参照图13，基于由在以上引用的“光学传感器”的相关申请中 所充分描述的光学传感器组件2执行的光学测量而得知距离H1和H2。 更具体地，因为传感器1的尺寸和多普勒传感器70的中心的位置是已知 的，所以可以用本文中所描述的、由光学传感器组件2所提供的测量结果 来计算从多普勒传传感器70的中心到血管3的每条边的距离。在该示例 中，将确定多普勒传感器70的换能器70B的、提供相关的速度信息的部 分。换能器70B的长度由标号X1表示，并且因为它是结合进传感器1的 实际的硬件部件，所以它是已知的。使用标准的几何关系，传感器1的计 算设备20用基于换能器70A、70B、70C的K形配置而得知的角度α来 计算三角形H2，X1，C的长度C。类似地，可以确定角度β。
因为H1也是使用如上所述的光学传感器组件2进行测量，所以还可 以确定角度β1和长度B，从而产生三角形H1，X1，B的所有测量结果。如 以上所描述的那样，多普勒技术的一个限制是反射信号的测量的角度应该 落在流动方向的+/-20度以内。传感器1使用多普勒技术这个已知特性将 表示换能器70B上的、将提供关于血液速度的有意义信息的一段或多段 的边界的虚点投影到换能器70B上。更具体地，通过在三角形H1，X1，B 的边B以下20度角度处绘制直线并且计算该直线与换能器70B的交点而 得到点Xn。相似地，通过在三角形H2，X1，C的边C以下20度的角度处 绘制直线并且计算该直线与换能器70B的交点而得到点Xm。点Xn和 Xm之间以及点Xm和Xl之间的换能器70B的一个或多个段是对来自血 液4的、提供血液速度的准确表示的反射波进行接收的换能器的区域。因 此，当对速度进行计算的时候可以不考虑由换能器70B的其它段所检测 到的其它信号。
应该理解，按照以上所描述的方式测量的血管由于心脏的泵血和/或 患者的身体活动而是连续地运动的。就这点而论，频繁地执行为了确定血 液速度的目的而对换能器70A、70B、70C的一个或多个相关段的确定， 并且在以上描述的血压计算中以每次最小的时间获得速度采样。可以将该 数据求平均来产生更准确的速度测量结果。
本公开的另一方面是在血压测量中考虑血管3的曲率的方式。对于在 图12中的波峰处所描绘的十个采样C1-C10中的每一个，用光学传感器 组件2测量血管3的直径，并且用多普勒传感器70的一个或多个相关的 段测量流量。当然，采样之间所消耗的时间也是已知的。给定由本文中所 描述的光学传感器组件2检测到的血管3的形状，计算设备20可以确定 多普勒信号的相关反射部分是被从流过血管3的基本上直的部分的血液 处还是从流过血管3的弯曲部分的血液处所反射掉。在血管3的被感测部 分基本上是直的情况下，通过关系：加速度＝(Δ流量)/(Δ时间)导出 加速度。在血管3的被感测部分是弯曲的情况下，加速度公式是加速度＝ v2/r，其中r是血管3的半径，但是由公式w＝(ΔΦ)/(Δ时间)校正， 其中Φ是血管3的曲率角度。公式w＝(ΔΦ)/(Δ时间)的结果产生加 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。通过对图12中所描绘的每个采样执行加速度计算，本 设备确定了加速度/减速度的变化并且按照以上所描述的方式将该确定用 于计算总压力。
应该理解，虽然以上描述的血压计算指的是确定大动脉3中的血压， 但是假定肺动脉在监测设备1的感测范围内，则可以执行相同的处理来确 定肺动脉中的血压。如“光学传感器”的申请中所描述的那样，监测设备 1通过测量肺动脉和大动脉3的氧饱和度并且确定哪个血管运载有较高的 氧饱和度的血液来对肺动脉和大动脉3进行区别。运载有较高的氧饱和度 的血液的血管一定是大动脉3。在本发明的另一个实施例中，监测设备1 改为将具有更低氧饱和度的血管识别为关注的血管(即肺动脉)。然后按 照与参照大动脉3所描述的方式相同的方式来确定肺动脉的位置和尺寸。 随着肺动脉的几何形状被限定，如以上参照大动脉3所描述的对流过肺动 脉的血液的压力进行测量。
3.通信设备
再次，参照图8，系统300适用于发送和接收通信信号。通信设备30 是例如经由移动电话系统和/或GPS卫星系统的双向通信设备。通信设备 30包括用于发送和接收通信信号的天线。通信信号无线地向多个可选外 部通信设备中的一个传播和从多个可选外部通信设备中的一个传播。
外部通信设备可以是计算机302或能够无线接收通信信号的任何电 子设备，例如示例为移动电话的电话306。电话306还可以是应急服务开 关板或者医院或医疗中心开关板。通信信号是指具有一个或多个信号的特 性集合的信号或者被改变来对信号中的信息进行编码的信号。举例来说， 并不作为限制，通信信号包括声音、射频(RF)、红外线、其它的无线介 质，以及以上任何的组合。外部通信设备还可以是位于患者的身体外部、 例如夹到患者的皮带的中继单元。中继单元可以包括用于接收来自通信设 备30的传输的接收器，以及用于向另一个外部通信设备转发通信信号的 发送器。中继单元还可以是固定的并且是硬连线的，用于与因特网连接或 与医护人员的电脑直接连接。同样地，中继单元可以接收来自医护人员的 通信信号并且将信号发送给通信设备30。
来自通信设备30的通信信号可以包括声音消息、文本消息、和/或测 量数据。由通信设备30接收的通信可以包括命令或数据，例如更新的参 考数据。命令可以包括例如给计算设备20的指令，用来执行例如对患者 的治疗、收集并发送另外的数据或者更新参考数据的任务。
4.能量存储设备
再次参照图1A、1B和1C，可以提供用于对能量存储设备再充电的 系统。计算设备20接收来自能量存储设备40的能量。能量存储设备40 包括例如电池的能量存储部件。可选地，感测设备1还可以包括用于接收 来自外部源的能量来对能量存储设备40进行充电的能量耦合器。
能量耦合器的一个示例是电磁设备，例如感测线圈42，用于接收外 部电磁信号44并将这样的信号转换为用于对能量存储部件进行再充电的 电能。外部电磁设备46生成电磁信号44，由能量存储设备40接收电磁 信号44并将其转换为电能。能量存储设备40可以向计算设备20提供电 荷信号。计算设备20可以将电荷信号与参考电荷信号进行比较并启动用 于警告患者和/或医护人员的低电荷通信信号。可替换地，可以将例如电 压传感器的检测器用来监测能量存储设备40的电荷并且当电荷降低到阈 值以下的时候给计算设备20提供信号。可以将电磁设备46放置在感测设 备1附近来对能量存储设备40进行充电。
可以以超声波振动的形式替代地或另外地提供能量。例如，可以在感 测设备1中包括压电换能器。可以将超声波振动设置在外部。当换能器被 超声波振动所驱动的时候换能器生成电。
虽然已经将本发明描述为具有示例性的设计，但是可以在本公开内容 的精神和范围内对本发明进行进一步地修改。因此本申请旨在涵盖使用本 发明的普遍原理的对本发明进行的任何变化、使用或适应性修改。此外， 本申请旨在涵盖落入本发明所属技术领域中的已知或习惯实践的、与本公 开内容的偏离。