專利名稱：具有聲耦合檢測器的血管血流傳感器的制作方法
具有聲耦合檢測器的血管血流傳感器
本發(fā)明通常涉及心臟復(fù)蘇領(lǐng)域，尤其涉及通過超聲多譜勒技術(shù)檢測血 管血流和組織運(yùn)動的傳感器。
在急救和手術(shù)過程中，對于問題診斷以及確定針對該問題的適當(dāng)治療 兩者來說，患者血流狀態(tài)的評估是重要的。典型地，通過對患者脖子進(jìn)行 觸診并感測由于患者頸動脈容量的變化而引起的可觸診壓力變化來檢測患 者心臟脈搏的存在。心跳過程中當(dāng)心室收縮時，壓力波經(jīng)過患者的外周循
環(huán)系統(tǒng)(peripheral circulation system)被發(fā)送。頸動脈脈搏波形隨著在心臟 收縮期的心室射血而上升，并且當(dāng)來自心臟的壓力波達(dá)到最大時達(dá)到峰值。 當(dāng)朝向脈搏結(jié)束處壓力下降時頸動脈脈搏再次回落。
患者中不存在可檢測心臟脈搏是心跳驟停的重要指示。心跳驟停是威 脅生命的醫(yī)學(xué)狀況，在該狀況下患者的心臟不能提供支撐生命的血流。在 心跳驟停期間，心臟的電活動可以被打亂(心室纖顫)，過速(室性心動過 速)、停止(心搏停止)，或者以正?；蛘呔徛穆蕘斫M織而不產(chǎn)生血流(無 脈搏電活動(pulseless electrical activity ))。
要為沒有可檢測脈搏的患者提供的治療形式部分取決于對患者心臟狀 況的評估。例如，護(hù)理者(caregiver)可將心臟除顫電擊施加到患有心室纖 顫(W)或者室性心動過速(TV)的患者，以停止不同步的或者快速的電 活動，并允許恢復(fù)灌注節(jié)律。特別是，通過放置在患者胸部表面上的電極 將強(qiáng)電擊施加給患者的心臟來提供外部除顫。如果患者缺乏可檢測脈搏并 患有心搏停止或者無脈搏電活動(PEA)，可不施加除顫，護(hù)理者可進(jìn)行心 肺復(fù)蘇(CPR)，這使得一些血液在患者體內(nèi)流動。
在為患者提供諸如除顫或者CPR的療法之前，護(hù)理者必須首先確定患 者處于心跳驟停狀態(tài)下。 一般而言，外部除顫僅僅適于失去意識、呼吸暫 停、無脈搏和VF或者VT患者。醫(yī)學(xué)準(zhǔn)則指出患者心臟脈搏的存在與否應(yīng) 當(dāng)在10秒之內(nèi)確定。例如美國心臟學(xué)會關(guān)于心肺復(fù)蘇(CPR)的協(xié)議要求健康護(hù)理專業(yè)人員在5到10秒種之內(nèi)對患者的脈搏進(jìn)行評估。脈搏缺乏是 外部胸部擠壓開始的指示。雖然表面上看起來簡單，但是對脈搏的評估是 基本生命支撐評估序列中最經(jīng)常失敗的部分，這可能由于各種原因引起， 諸如缺乏經(jīng)驗(yàn)、不良標(biāo)記或者在發(fā)現(xiàn)或未發(fā)現(xiàn)脈搏方面的錯誤等等。當(dāng)為 患者提供或者不提供CPR或者除顫療法時，不能精確地檢測脈搏的存在與 否將導(dǎo)致對患者的不利治療。
心電圖(ECG)信號常常被用于確定是否應(yīng)當(dāng)施加除顫電擊。但是， 救助者可能遇到的一些節(jié)律不能僅僅通過ECG信號來確定，例如無脈搏電 活動。不管由ECG信號指示的心肌電活動，對這些節(jié)律的診斷需要缺乏灌 注的支撐證據(jù)。
因此，為了使救助者快速確定是否為患者提供治療，需要開發(fā)出能夠 快速并且很容易地分析患者脈搏、血流量和可能的ECG信號的集成系統(tǒng)， 以便正確地確定患者動脈中是否存在任何脈動流動。
在其中救助者是未經(jīng)訓(xùn)練的和/或無經(jīng)驗(yàn)的人員的情況或系統(tǒng)中，如在 美國專利6,575,914 (Rock等人)中描述的系統(tǒng)設(shè)計用于的那些救助者的情 況下，這種需要尤其迫切。，914專利被授予與本發(fā)明相同的受讓人，并通 過全文引用而包含在本申請中。，914專利公開了自動外部除顫器(AED)(此 后AED和半自動外部除顫器(SAED)都將被統(tǒng)稱為AED)。可由具有很 少或者沒有醫(yī)學(xué)訓(xùn)練的第一反應(yīng)護(hù)理者使用，以確定是否將除顫施加給失 去意識的患者。
Rock AED具有除顫器、用于發(fā)射和接收多譜勒超聲信號的傳感器墊， 兩個用于采集ECG信號的傳感器墊以及用于接收并評估多譜勒和ECG信 號以便確定除顫對于患者(即是否存在脈搏)來說是否合適或者另一種形 式的治療諸如CPR對于患者來說是否合適的處理器。多譜勒墊粘合地固定 于患者頸動脈上方的皮膚以感測作為脈動血流充分性指示的頸動脈脈搏。 特別地，RockAED中的處理器分析多譜勒信號以確定是否存在可檢測脈 搏，并分析ECG信號以確定是否存在"可電擊節(jié)律"。參見'914專利中圖7 和第6列第60行到第7列第52行中所附的說明。由RockAED中的處理器 確定可檢測脈搏是通過將接收的多譜勒信號與對于接收的多譜勒信號靜態(tài) 合適的閾值相比較來進(jìn)行的?；谶@兩種獨(dú)立分析的結(jié)果，處理器確定是否建議進(jìn)行除顫。
2004年6月29日提交的申請?zhí)枮?0/583,966的美國專利申請(現(xiàn)在作 為國際申請IB 2005/052127提交)描述了與Rock的多譜勒墊類似的多譜勒 墊，其含有多個多路復(fù)用以檢測血管血流并測量諸如灌注、心跳、組織運(yùn) 動、膠體溶液或者乳液流動等的血流特性的超聲換能器。同時提交的美國 專利申請[案巻號002603]描述了測量血管血流以幫助CPR訓(xùn)練的類似多譜 勒墊。為了成功地執(zhí)行，重要地是在墊和身體之間建立良好的聲學(xué)路徑。 特別是，如果墊從與皮膚表面的固定接觸變得松開或者被移除，發(fā)射和/或 接收的超聲波可以被嚴(yán)重衰減并阻礙成功的超聲回波檢測。理想地是檢測 這種不期望的墊接觸并且建議用戶校正與身體的不良聲學(xué)接觸。
根據(jù)本發(fā)明的原理，超聲換能器傳感器附著在頸動脈上或者其他血管 上并被用于感測血管中血液運(yùn)動的速度。換能器傳感器組件包括感測附著 的力或張力的力傳感器。力或張力信號通過監(jiān)測儀來檢測并被用于警告用 戶換能器傳感器的不正確附著，從而警告用戶換能器聲學(xué)路徑的中斷。
附圖中


圖1示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的超聲傳感器帶；
圖2a-2e示出了超聲傳感器帶的換能器的不同特性和構(gòu)造；
圖3a-3b示出了超聲傳感器帶的換能器的傾角；
圖4a以方塊圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的生命體征監(jiān)測和治 療系統(tǒng)；
圖4b以方塊圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的具有脈搏檢測和
CPR導(dǎo)引的生命信號監(jiān)測和治療系統(tǒng)的一部分；
圖5示出了圖4的除顫器系統(tǒng)的電極墊和傳感器的施加；
圖6a-6b示出了超聲傳感器帶的換能器的順序操作的一個例子；
圖7-9示出了將血流感測與用于CPR導(dǎo)引的其他測量參數(shù)集成的三個
過程；
圖10-14示出了具有力傳感器和指示器的超聲換能器帶的一些例子，以 提供超聲換能器和患者身體之間聲耦合充足性的指示。首先參考圖1，顯示了根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的超聲傳感器帶10。傳 感器帶10包括一行成對的換能器1-5。在給定傳感器帶中可使用任何數(shù)目 的換能器， 一般數(shù)目范圍為4到6個換能器。每對換能器元件包括發(fā)射元 件(T,、 T2等)和接收元件(Rp R2等)，使得能夠以連續(xù)波(CW)超聲 模式進(jìn)行操作發(fā)射元件發(fā)射波，而相應(yīng)的接收元件響應(yīng)于該發(fā)射接收返 回的回波。在該例子中，換能器元件未被聚焦并獨(dú)立校準(zhǔn)，并在L5-2cm的 深度處在發(fā)射和接收束的孔徑重疊于其上的0.5-4cm范圍內(nèi)有交叉，使得由 發(fā)射換能器元件產(chǎn)生的回波可被相應(yīng)的接收換能器元件接收。對于脈搏波 (PW)超聲操作來說，僅僅需要順序發(fā)射然后接收的單個元件。這些換能 器被密封在可彎曲成與帶施加于其上的皮膚表面的形狀相符的撓性矩陣12 中。圖示的例子中的換能器間隔l-2mm的距離，使得矩陣中的該行換能器 可被彎曲。矩陣12保持換能器的對準(zhǔn)并提供與身體的電絕緣，并可由例如 硅樹脂或者RTV橡膠制成。如下面所描述的，從矩陣12延伸出的是具有 與換能器元件耦合的電導(dǎo)線的電纜18。電纜18在與使用其操作傳感器帶 10的監(jiān)測儀連接的連接器處終止。換能器矩陣由將傳感器帶粘合到身體的 基板14覆蓋。傳感器帶可通過橡筋帶、項圈或者Velcro帶附著于身體。在 所示的例子中，基板是膠帶或者其他在皮膚接觸表面上具有粘合劑的天然 或聚合材料。換能器矩陣的皮膚接觸表面由在矩陣12和身體之間提供良好 聲耦合的材料覆蓋。當(dāng)粘合劑16具有理想的聲學(xué)特性，諸如粘合劑電極凝 膠材料時，該聲學(xué)材料可以是與粘合劑16相同的材料。可替換地，聲學(xué)材 料包括水凝膠材料或者粘性補(bǔ)片(adhesive patch)或者其他固體材料。
圖2a是換能器l-5的例子的側(cè)視圖。在該例子中可以看出，換能器元 件的頂部發(fā)射表面6是圓形的。在該例子中換能器元件被彎曲成具有25mm 的曲率半徑。發(fā)射表面的圓形使得發(fā)出的超聲波發(fā)散，并且由此對較大的 身體區(qū)域進(jìn)行聲穿透，增加了目標(biāo)血管被聲穿透的概率，并防止換能器元 件之間的任何死區(qū)。作為使換能器形狀為圓形的替代，可在平坦發(fā)射表面 上使用透鏡來使得發(fā)出的超聲波發(fā)散。
圖2b顯示了與換能器1-5的電連接。換能器元件面向皮膚的發(fā)射表面 上覆蓋有電極22，出于安全起見其被接地?？稍诟鱾€元件上形成各個電極 22，該元件然后通過電纜18與連接器20電連接?；蛘撸姌O22可以是覆蓋換能器元件組或者所有換能器元件的連續(xù)箔片或者其他撓性的導(dǎo)體材
料。元件面向遠(yuǎn)離皮膚表面的側(cè)面上具有信號電極24。電纜18的導(dǎo)線與這 些電極24連接，以提供發(fā)射(驅(qū)動)信號并從換能器元件返回接收的回波 信號。圖2c是換能器元件的平面圖，顯示了信號導(dǎo)線連接的一種例子。在 該例子中，所有的發(fā)射元件1>丁5—起被操作并與電纜的一個導(dǎo)線18a電連 接。接收元件R,-R5獨(dú)立操作并與電纜的各個導(dǎo)線18b連接。這種構(gòu)造使得 所有發(fā)射元件同時被同一發(fā)射波驅(qū)動，并且接收的回波在接收元件RrR5 的獨(dú)立接收位置被接收。圖2d是信號引線連接的另一種例子，其中所有的 發(fā)射元件TrT5同時被導(dǎo)線18a上的發(fā)射信號驅(qū)動，并且所有的接收元件 RrR5電耦合在一起并一前一后操作。由所有接收元件R,-Rs在它們各自的 位置處接收的所有回波信號被組合并被傳導(dǎo)到同一導(dǎo)線18b上。圖2e是一 種配置的例子，其中每個發(fā)射元件和每個接收元件可獨(dú)立操作。每個發(fā)射 元件TVT5與其自身的信號導(dǎo)線18a耦合，每個接收元件RrRs與其自身的 信號導(dǎo)線18b耦合。當(dāng)傳感器帶由電池供電儀器操作時該例子是優(yōu)選的， 因?yàn)樵谌我鈺r刻僅僅一個發(fā)射元件被驅(qū)動并且僅僅需要一個接收通道，從 而保存了電池的電力。
圖3a顯示了換能器對的換能器元件怎樣定位在矩陣12中以便改善信 號接收的一個例子。多譜勒超聲信號是角度相關(guān)的。當(dāng)超聲波束的方向和 血流方向之間的角度為90°時，多譜勒信號處于最小值，并且當(dāng)血流方向 直接朝向或者遠(yuǎn)離換能器時最強(qiáng)。由于靠近皮膚表面30的血管諸如頸動脈 32 (其在身體中的平均深度為7mm)與皮膚表面近似平行，發(fā)射與皮膚表 面30垂直的超聲波的換能器的定向?qū)⒕哂信c流動方向近似成90°的入射 角。為了降低這種正交朝向的概率，換能器元件以低角度(shallowangle) 傾斜，如圖3a所示。通過如圖所示使發(fā)射元件T傾斜，可以看出在波行進(jìn) 方向36和血流方向34之間形成鈍角L，如圖3b所示。在圖3b中，換能器 元件T和R彼此偏移，使得它們能夠通過較小厚度Th的矩陣12而不是如 圖3a所示的較大厚度的矩陣保持期望的定向，由此減小了傳感器帶的厚度。
在圖3a和3b的例子中，元件傾角使波束方向相對于該行換能器的長 度維度側(cè)向傾斜，從而有效地使換能器觀察傳感器帶的一側(cè)。當(dāng)傳感器帶 10穿過諸如頸動脈32的血管定位時這運(yùn)轉(zhuǎn)良好，如圖4b中所示。將傳感器帶10穿過(正交于)血管定位為外行用戶提供了使用超聲來橫斷不可觀 察的血管的最大機(jī)會。發(fā)射換能器元件孔徑(aperture)由此向著或遠(yuǎn)離頸 動脈32中的流動方向。當(dāng)傳感器帶如圖4b所示定位時，通過定位在頸動 脈32上方的換能器對TVR3可檢測到最強(qiáng)的多譜勒信號，同時其他換能器 對沒有在血管上方。在，914專利的圖4中示出的Rock系統(tǒng)中，該行換能器 一般與血管的長度平行對準(zhǔn)。這樣放置的一個優(yōu)點(diǎn)是由多個換能器元件接 收該信號，從而增加了信噪比，這是由于多個換能器定位在血管上方。缺 點(diǎn)是，如果用戶錯誤地判斷了血管的位置并將換能器平行定位但沒有在隱 藏的血管上方，則很少或者沒有信號被接收。對于外行用戶來說，圖3a、 3b和4b的例子將提高成功的概率。
圖4a是根據(jù)本發(fā)明的原理構(gòu)造的生命信號監(jiān)測和治療系統(tǒng)的方塊圖。 中央處理和控制單元160控制系統(tǒng)的各種功能和部件并處理生命體征數(shù)據(jù)。 中央處理和控制單元執(zhí)行對由系統(tǒng)監(jiān)測并進(jìn)行治療的生命體征適合的處理 和控制算法。中央處理和控制單元可通過有線或者無線LAN連接或者藍(lán)牙 連接與其他設(shè)備連接。中央處理和控制單元160和該系統(tǒng)的其他電子部件 由電力子系統(tǒng)162供電，電力子系統(tǒng)可包括電池、交流線(ax.line)、電源 和其他電力管理和控制功能。臨床醫(yī)生借助用戶接口 164與該系統(tǒng)交互作 用，所述用戶接口可包括如下元件，諸如顯示器、音頻輸入和輸出、小鍵 盤和打印機(jī)。監(jiān)測患者的ECG并由ECG和可將這些功能執(zhí)行為阻抗、通 氣和心律不齊分析的處理子系統(tǒng)166對其進(jìn)行處理。該系統(tǒng)包括用于對其 他生命體征進(jìn)行測量和處理的元件168，這些生命體征諸如SP02、 ETC02、 IBP、 N1BP等。該系統(tǒng)包括諸如起搏和除顫的治療功能170、高壓系統(tǒng)和患 者隔離。CPR的性能由CPR測定子系統(tǒng)180測量，這將在下面更全面地描 述。
圖4b以方塊圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明原理的使用傳感器帶10幫助引 導(dǎo)CPR施予的生命體征監(jiān)測和治療系統(tǒng)的一部分。圖4b中的傳感器帶10 被布線為具有共同連接的發(fā)射元件1VT5和具有獨(dú)立輸出的接收元件RrR5 (如圖2c所示)。傳感器帶10連接到除顫器110、治療功能170之一，其 包括在附圖中顯示的下列元件。發(fā)射發(fā)生器40生成用于傳感器帶的發(fā)射元 件的發(fā)射波形。發(fā)射波形顯示出3-7MHz范圍內(nèi)的額定頻率，并且在該例子中具有5MHz的額定頻率，這是典型的血管超聲應(yīng)用。發(fā)射波形被放大器 42放大并施加到發(fā)射換能器元件TrT5。當(dāng)將通過一個接收換能器元件接收 的信號耦合到其輸出時，接收換能器元件RrRs與多路復(fù)用器44耦合。所 選擇的接收信號由低噪聲放大器46放大并由r.f.帶通濾波器48濾波。接收 信號通過混頻器52和54混合降至基帶，所述混頻器通過參考發(fā)射波形的 參考信號正交(in quadrature)驅(qū)動。解調(diào)的正交信號在圖中標(biāo)記為I和Q， 并包括多譜勒血流向量的正交檢測分量。I和Q信號由低通濾波器56和58 濾波，然后由干擾濾波器(thump filter)或者壁濾波器62和64濾波，干擾 濾波器或者壁濾波器將流速分量排除在DC分量(靜止組織)和來自血管壁 的分量之外。濾波后的正交分量由多譜勒濾波器66和68濾波并施加到將 多譜勒信號數(shù)字化的雙模數(shù)轉(zhuǎn)換器70的兩個輸入端。多譜勒信號由快速傅 立葉變換(FFT)處理器72轉(zhuǎn)換成多譜勒波譜。用于多譜勒信號的FFT處 理是本領(lǐng)域公知的，其具有不同的實(shí)現(xiàn)方式，例如Oppenheim & Schafer (Prentice Hall, 1989)在"Discrete-Time Signal Processing"中描述的。在 典型實(shí)現(xiàn)方式中，將多譜勒樣品的連續(xù)重疊序列載入到填充為零(padded zero)的滑動樣品窗登記表中，并對其進(jìn)行處理以在圍繞O (DC)定中心的 并由發(fā)射間隔率(interval rate)確定的士 1/2多譜勒采樣頻率定邊界的多譜 勒波譜圖中產(chǎn)生多譜勒頻率信號fb，該信號一般在千赫范圍。如果沒有進(jìn) 行FFT處理，多譜勒信號的振幅被檢測器74檢測以產(chǎn)生功率多譜勒輸出信 號。
功率多譜勒信號(powerDoppler signal)與包括在CPR測量子系統(tǒng)180 中的可以以各種方式分析多譜勒信號的分析模塊100耦合。在一個例子中， 多路復(fù)用器44每隔10毫秒從不同接收換能器元件選擇信號，如在我們的 2004年6月29日提交的申請?zhí)枮?0/583,966并且現(xiàn)在作為國際申請 IB2005/052127提交的美國專利申請中描述的那樣，該申請的內(nèi)容通過引用 而包含在本申請中。該探詢順序在圖6a中顯示的。多路復(fù)用器首先選擇來 自響應(yīng)于來自元件T^的發(fā)射信號的元件R,的信號。在該第一次采樣周期后， 多路復(fù)用器選擇來自響應(yīng)于來自元件T2的發(fā)射信號的元件R2的信號。多路 復(fù)用器通過選擇來自元件T3、 T4和Ts的信號而繼續(xù)，并且然后重復(fù)在圖6a 中的時刻t6處所示的序列。在該時間段中，分析模塊100査找超出給定閾值諸如預(yù)定噪聲水平的強(qiáng)功率多譜勒信號。將有效功率多譜勒信號識別為 超出給定信噪比閾值的一個。在該例子中，除顫器系統(tǒng)對功率多譜勒信號
采樣，同時在患者身上執(zhí)行CPR。當(dāng)救助者擠壓患者胸部時，血液量被迫 從心臟出來并且壓力波將通過血管系統(tǒng)發(fā)出，這通常引起頸動脈中血液的 脈動流動。這種血流的出現(xiàn)在探詢序列過程中被檢測到，并且當(dāng)被分析模 塊識別為有效功率多譜勒信號時，多路復(fù)用器停止探詢并將有效多譜勒信 號連續(xù)耦合到系統(tǒng)。在該例子中，有效多譜勒信號由緊貼在頸動脈上方的
接收換能器元件R3檢測。如由在圖6b中開始于時刻t,2處T3/R3周期所指示
的那樣，來自接收換能器R3的信號然后連續(xù)被系統(tǒng)采樣。有效信號的多譜 勒頻率fD表示流速并且峰值信號表示由VPR引起的最大瞬時流率。
由多路復(fù)用器44實(shí)現(xiàn)的采樣序列可顯示出任意數(shù)目的變化。例如，如
果分析模塊感測到來自所選接收元件的功率多譜勒信號強(qiáng)度的下降，多路 復(fù)用器可受到控制，以對來自所選元件的任一側(cè)上的接收元件的信號進(jìn)行 采樣，從而努力在相鄰接收元件處發(fā)現(xiàn)更強(qiáng)的信號。如圖6b所示，在時刻 t15，對來自換能器元件R2的信號采樣一個采樣周期，接著在下一采樣周期 過程中對來自元件R4的信號采樣。如果在這些換能器位置的任一側(cè)都沒有 發(fā)現(xiàn)更強(qiáng)的多譜勒信號，多路復(fù)用器將返回，從而對來自換能器元件R3的 信號進(jìn)行采樣，如時刻t17處所示。如果在給定設(shè)備中可利用多個處理通道， 可同時監(jiān)測多個換能器元件并將最強(qiáng)的多譜勒信號用于分析。
除了檢測速度以外，多譜勒波形的周期通過檢測在幾次胸部擠壓時再 現(xiàn)的峰值速度來感測。CPR過程中這種再現(xiàn)率的周期性表明胸部擠壓的速 率。作為這種分析的結(jié)果，救助者被音頻和/或視頻地訓(xùn)練以便適當(dāng)?shù)厥┯?CPR。例如，典型的CPR協(xié)議可要求救助者以每分鐘100次擠壓的速度施 予15次擠壓。如果由分析模塊感測的再現(xiàn)率低于所需速率，分析模塊將信 號施加給音頻合成器102或者顯示屏，以發(fā)出口頭的"更快按壓"指令。 音頻合成器將產(chǎn)生音頻信號，其被放大器104放大并施加給音頻地命令救 助者"更快按壓"的揚(yáng)聲器106。分析模塊還將在擠壓過程中血流的峰值速 度與每次胸部擠壓達(dá)到的期望的最小血流速度進(jìn)行比較。例如，典型的峰 值速度值為大約lm/sec。由分析模塊使用的參考值可小于該額定速率，并 且如果沒有達(dá)到所需參考速度，分析模塊可通過音頻合成器和用戶接口 164的揚(yáng)聲器發(fā)出"更有力地按壓"的命令。視覺顯示(諸如一行LED)或者 圖形顯示可視覺地示出絕對或者相對條件下的血流信號的強(qiáng)度和/或沿著換 能器傳感器中檢測到最強(qiáng)血流信號的行的位置。
除了檢測峰值速度和多譜勒波的周期以外，分析模塊可以產(chǎn)生對由 CPR擠壓引起的血流的充分性(sufficiency)的其他測量，諸如平均速度、 體積流率、脈動指標(biāo)和流動指標(biāo)，如在我們于2004年9月13日提交的美 國專利申請60/609,676和2004年9月28日提交的美國專利60/613,996中 描述的那樣，它們的內(nèi)容都通過引用而包含在本申請中。
圖4a和4b的系統(tǒng)具有可與多譜勒血流傳感器結(jié)合使用的其他傳感器， 以判斷CPR的有效性。圖4b中顯示了擠壓墊80，其放置在患者胸部上并 依靠其施加CPR擠壓。擠壓墊包括如美國專利US6，351，671中所示的力傳 感器，或者優(yōu)選如美國專利US6，306,107中所述的加速度計。每次將擠壓施 加到墊80上時產(chǎn)生信號，該信號由放大器82放大并被檢測器84檢測。所 檢測的胸部擠壓信號然后與從多譜勒血流信號導(dǎo)出的信息結(jié)合使用。例如， 擠壓信號的每次發(fā)生應(yīng)當(dāng)在時間上與由傳感器帶感測有效多譜勒血流信號 相關(guān)。因此，擠壓信號可被用于對多譜勒信號分析進(jìn)行時間選通(time gate), 或者關(guān)聯(lián)并確保由分析模塊感測的擠壓速率的周期性。當(dāng)存在時，ECG信 號還可被用于時間選通。力的幅度或者二次集成的加速信號是所施加擠壓 的擠壓力或者擠壓深度的量度，并可被用于決定是否發(fā)出"更有力地按壓" 或者"更輕地按壓"的命令。例如，雖然低流速或者體積流率可表示救助 者應(yīng)當(dāng)更有力地按壓，擠壓信號可顯示救助者已經(jīng)在患者身上安全地進(jìn)行 了盡可能用力或者盡可能深的按壓?？紤]到該按壓信息，分析模塊然后可 以停止"更有力地按壓"的命令。
圖4b的系統(tǒng)也具有胸部電極92、 94,它們粘合到患者胸部并且用于感 測患者的ECG信號和胸部生物阻抗，并輸送除顫電擊。ECG和阻抗信號由 ECG、阻抗模塊96處理，并耦合到分析模塊，在分析模塊中它們被用于輔 助CPR訓(xùn)練。例如，如在，671專利中解釋的那樣，當(dāng)胸部被擠壓時并且再 次當(dāng)擠壓力被釋放時阻抗信號可顯示出變化。這些阻抗變化發(fā)生的時刻可 被用于與多譜勒信號分析關(guān)聯(lián)或者對多譜勒信號分析進(jìn)行時間選通以確認(rèn) 或改善對這些信號的檢測和CPR訓(xùn)練命令的適當(dāng)性。圖5示出了患者輪廓并顯示了除顫器110，其中傳感器10穿過頸動脈 正確放置在脖子10上，擠壓墊80放置在胸部中央，并且電極92、 94放置 在用于除顫的慣例位置。對本領(lǐng)域技術(shù)人員來說顯而易見的是，分析模塊 可以與來自所有這些傳感器的信號相關(guān)聯(lián)或者與其組合以更好地產(chǎn)生用于 CPR的訓(xùn)練命令。還能夠?qū)鞲衅鲙?0和上部除顫電極92組合到放置在 患者頸部上的一個電極中，如美國專利公開2003/0199929中描述的那樣。
圖7示出了使用除顫系統(tǒng)(諸如在圖4中顯示的具有多譜勒血流傳感 器10和CPR擠壓墊80的系統(tǒng))的方法。在該例子中，除顫器將開始于CPR 訓(xùn)練模式，如步驟120所示。當(dāng)不建議電擊時或者在已經(jīng)施予了電擊之后， 除顫器可被預(yù)設(shè)成自動開始CPR間隔，或者除顫器可進(jìn)入CPR模式。分析 技術(shù)是已知的，在分析ECG信號之后除顫器可通過分析技術(shù)使模式自動發(fā) 生變化。例如，ECG信號的振幅與成功除顫的概率相關(guān)聯(lián)是已知的。而且， 己經(jīng)顯示高速率的ECG復(fù)合波與除顫成功有關(guān)，并且己經(jīng)建議了執(zhí)行ECG 數(shù)據(jù)的傅立葉變換的分析，并觀察被變換后數(shù)據(jù)的中值頻率以作出該決定。 由此低振幅和低速率ECG信號被作為開始CPR的指示，并使系統(tǒng)切換到 CPR訓(xùn)練模式。在該例子中，除顫器裝配有CPR節(jié)拍器(metronome),其 可以是以所需CPR速率例如100Hz再現(xiàn)的單音或者嘟嘟聲。由此在步驟122 引導(dǎo)救助者，使他或她的擠壓與這種音調(diào)的再現(xiàn)同步。當(dāng)施加擠壓時，在 步驟124分析模塊將接收來自擠壓墊的深度或者力信號，并且事實(shí)上同時 在步驟126接收來自頸動脈上方的傳感器帶10的有效多譜勒血流信號。在 步驟128由分析模塊分析這些信號以確定血流及其充分性。如果信息指示 需要訓(xùn)練指令，則在步驟130發(fā)出音頻和/或視頻訓(xùn)練指令或者其他反饋。 系統(tǒng)然后返回到等待下一次胸部擠壓時刻處步驟124和126的信號。
圖8顯示了具有與圖7中的那些相同步驟的方法，但在步驟125中擠 壓信號由阻抗變化信號取代。該信息與多譜勒血流信號結(jié)合使用來決定是 否發(fā)出訓(xùn)練指令以引導(dǎo)CPR。
圖9組合了圖7和8的傳感器，并在引導(dǎo)CPR過程中使用來自所有三 種源的信息來作出決定。該方法在步驟125中使用阻抗變化信號，在步驟 124中使用擠壓信號，并在步驟126中使用多譜勒血流信號。如在圖4的開 始討論中所示的，可使用多譜勒血流信號而不使用這些其他信號來引導(dǎo)高效CPR。
如前所述，在前面的例子中傳感器帶粘合地或者機(jī)械地附著到患者頸 部的頸動脈上方。重要的是，在換能器元件和皮膚表面之間建立良好的聲 耦合以便可靠地發(fā)射和接收超聲信號。這一般通過使用親水粘合劑、在與 換能器元件相對的皮膚表面上方的聲耦合凝膠，或者兩者的組合來提供。 但是如果傳感器帶松開，聲學(xué)路徑可能被中斷，這可通過患者運(yùn)動，妨礙 粘合劑粘接或者妨礙粘合劑干燥的皮膚表面的排汗或弄臟而發(fā)生。當(dāng)這種 情況發(fā)生時，期望警告救助者或者護(hù)理者這種狀況，使問題得到校正。根
據(jù)本發(fā)明的原理，圖io示出了其中傳感器帶的附著由力傳感器io監(jiān)測的
例子。在該例子中，力傳感器150定位在基板14 (在該例子中為粘合帶) 和含有超聲換能器T和R的矩陣12之間。當(dāng)固定保持在其位置處時，矩陣 12將力施加到皮膚表面30上，輕微壓下皮膚。如圖所示。這種向下的壓力 由附著的粘合帶14的張力來施加。所涉及的力在圖11中單獨(dú)示出。力傳 感器測量由粘合帶14的張力T施加的力F,。力傳感器具有重量Wfs并且超 聲換能器1具有重量Wut。超聲換能器1在其上表面上受到力F!+Wfs的作 用。皮跌表面30受到力F一Wfs+Wut的作用。在典型實(shí)現(xiàn)方式中，由粘合 帶14施加的力比力傳感器150和超聲換能器1的重量Wfs和Wut大得多。 因此通過力傳感器150產(chǎn)生的力的測量值F1良好地近似于附著機(jī)構(gòu)和裝置 的重量施加到皮膚上的力。
力傳感器可包括任意數(shù)量的已知傳感器技術(shù)。例如，力傳感器可以包 括導(dǎo)電橡膠，電極嵌入或者定位在橡膠的每一側(cè)上。力傳感器可以是壓電 傳感器或者其可以是應(yīng)變儀。來自應(yīng)變儀的信號可以通過包含在電纜18中 的線傳導(dǎo)，這些信號通過電纜18耦合到除顫器。除顫器中的處理器監(jiān)測力 信號，如果其下降到可接受水平之下，則發(fā)出音頻或者視頻警報。警報可 以從AED或者傳感器帶附著于其上的監(jiān)測儀發(fā)出。在圖14所示的例子中， 警報從傳感器帶10發(fā)出。在該例子中，換能器和力傳感器定位在附著于將 傳感器帶粘合到身體上的粘性補(bǔ)片230上的外殼250中。電纜18將傳感器 帶與AED或者監(jiān)測儀連接。定位在外殼250表面上的是三種不同顏色的 LED 252，當(dāng)傳感器帶附著于身體時LED252發(fā)光。如果力傳感器感測到傳 感器帶固定附著在身體上，綠色LED在詞語"GOOD"之后發(fā)光。如果力傳感器沒有感測到附著力(attachment force),紅色"REDO" LED發(fā)光。 如果力傳感器感測不能肯定地解析為是否固定附著的相矛盾的力，黃色 "CHECK" LED發(fā)光。指示信號可由力傳感器的力信號和由換能器產(chǎn)生的 超聲信號兩者來導(dǎo)出力信號確定傳感器是否與身體接觸良好，并且缺少 可接受的超聲信號指示不再存在與身體的良好聲接觸。如果由力傳感器和 超聲換能器產(chǎn)生的信號相矛盾，例如黃色LED可發(fā)光。作為LED的替代， 如果需要可以使用字母數(shù)字LCD顯示設(shè)備將定量信息傳送給用戶，諸如所 感測的附著力的大小。作為視頻指示器的替代或者除此之外，也可采用音 頻指示器，諸如在2005年6月24日提交的美國專利申請60/693,645中描 述的壓電揚(yáng)聲器。
圖12示出了使用力傳感器測量傳感器帶10的聲接觸的另一種例子。 在該例子中如圖所示，力傳感器是在換能器元件上方或任一側(cè)的粘合帶14 上或其中的應(yīng)變儀152。當(dāng)其與患者的皮膚相連并監(jiān)測以確保在使用傳感器 帶的同時保持所需張力水平時，來自應(yīng)變儀的信號將指示粘合帶的張力。
圖13示出了另一種例子，其中，力傳感器150包含在與換能器元件T 和R相鄰的矩陣12中。這種實(shí)現(xiàn)方式的優(yōu)點(diǎn)在于，直接測量換能器與皮膚 表面接觸的點(diǎn)附近的接觸力。
應(yīng)當(dāng)理解的是，也可在本發(fā)明的構(gòu)造設(shè)備中使用傳感器測量壓力而不 是力。
監(jiān)測換能器的聲學(xué)路徑的另一種方法是通過信號處理測量來自聲學(xué)路 徑中氣穴(air pocket)的近場反射。這些氣穴將表明它們本身與超聲信號 中的近場回波一樣強(qiáng)。但是這僅能在接收換能器中執(zhí)行。
權(quán)利要求
1、一種可附著于身體用于檢測所述身體中的運(yùn)動或者物質(zhì)的超聲換能器組件，包括超聲換能器；附著基板，其與所述超聲換能器連接，用于將與聲學(xué)路徑接觸的所述超聲換能器附著于所述身體；和力傳感器，其定位為接收由所述附著基板施加的附著力并產(chǎn)生表示所述附著力的信號。
2、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，所述附著基板還包括 粘合基板，其用于通過粘合方式將所述超聲換能器附著為與所述身體聲學(xué) 接觸。
3、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，所述附著基板還包括 機(jī)械附著基板，其用于機(jī)械地將所述超聲換能器附著為與所述身體聲學(xué)接觸。
4、 如權(quán)利要求3所述的超聲換能器組件，其中，所述機(jī)械附著基板還 包括橡筋帶。
5、 如權(quán)利要求3所述的超聲換能器組件，其中，所述機(jī)械附著基板還 包括Velcro帶。
6、 如權(quán)利要求3所述的超聲換能器組件，其中，所述機(jī)械附著基板還 包括項圈。
7、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，所述力傳感器還包括 壓電傳感器。
8、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，所述力傳感器還包括 應(yīng)變儀。
9、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，還包括監(jiān)測儀，其被耦合以接收由所述力傳感器產(chǎn)生的信號，并且當(dāng)所述力 信號處于不期望的水平時用于產(chǎn)生警告信號。
10、 如權(quán)利要求9所述的超聲換能器組件，其中，所述超聲換能器用于響應(yīng)于血流產(chǎn)生信號；并且其中，所述監(jiān)測儀還用于處理由所述超聲換能器產(chǎn)生的信號。
11、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)將所述組件附著 于身體時，所述力傳感器定位在所述附著基板和所述身體之間。
12、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，所述力傳感器定位 在所述附著基板上。
13、 如權(quán)利要求12所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)將所述組件附著于身體時，所述力傳感器用于感測所述附著基板的張力。
14、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，所述力傳感器定位 在所述附著基板中。
15、 如權(quán)利要求14所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)將所述組件附著 于身體時，所述力傳感器用于感測所述附著基板的張力。
16、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)將所述組件附著 于身體時，所述力傳感器定位在所述身體附近。
17、 如權(quán)利要求1所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)將所述組件附著于身體時，所述力傳感器定位在所述超聲換能器的聲學(xué)路徑附近。
18、 一種可附著于身體用于檢測所述身體中的運(yùn)動或者物質(zhì)的超聲換 能器組件，包括超聲換能器；附著基板，其與所述超聲換能器連接，用于將與聲學(xué)路徑接觸的所述 超聲換能器附著于所述身體；力傳感器，其定位為接收由所述附著基板施加的附著力并產(chǎn)生表示所 述附著力的信號；和指示器，其響應(yīng)于表示所述附著力的信號，用于警告用戶所述換能器組件的附著狀態(tài)。
19、 如權(quán)利要求18所述的超聲換能器組件，其中，所述指示器還包括 視頻指示器或者音頻指示器中的至少一個。
20、 如權(quán)利要求19所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)將所述換能器組 件附著于身體時，所述指示器定位在所述超聲換能器組件上。
21、 如權(quán)利要求20所述的超聲換能器組件，其中，所述指示器包括至 少一個LED指示器。
22、 如權(quán)利要求18所述的超聲換能器組件，其中，當(dāng)附著于所述身體 時所述超聲換能器產(chǎn)生超聲信號；和其中，所述指示器還響應(yīng)于表示所述附著力的信號和所述超聲信號。
全文摘要
一種血管血流傳感器組件包括超聲換能器(1-5)，其通過粘合劑或者機(jī)械基板附著于身體，以在超聲換能器和身體之間建立聲耦合。所述組件包括響應(yīng)于附著力產(chǎn)生表示附著力的信號的力傳感器(150)。所述信號由監(jiān)測儀檢測并用于警告用戶血管傳感器的不正確附著。在所示實(shí)施例中，信號使定位在傳感器組件上的指示器致動。
文檔編號A61N1/39GK101309646SQ200680042719
公開日2008年11月19日 申請日期2006年11月10日 優(yōu)先權(quán)日2005年11月17日
發(fā)明者B·拉朱, M·伯切 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司