CN100571613C - 测量血流和血容量的系统、方法和装置 - Google Patents

测量血流和血容量的系统、方法和装置 Download PDF

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Abstract

一种用于测量受试者器官血流，特别用于无创监测心输出量(N.L.C.O.M.TM)的系统，该系统包括：产生输出射频信号的射频发生器；多个电极，其设计成可连接到受试者皮肤上，这些电极用于将输出射频信号发射到器官并用于感知器官的输入射频信号。该系统还包括混频器，其与射频发生器以及多个电极的至少一部分电通信，用于使输出射频信号与输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号。该系统还包括电子线路，其构造和设计成用于滤除混频射频信号的一部分以充分提高混频射频信号剩余部分的信噪比。

Description

测量血流和血容量的系统、方法和装置
技术领域和背景技术
本发明涉及测量受试者身体电信号，更具体地涉及测量受试者身体电信号以确定血容量或血容量速率(blood volume rate)，例如，每搏输出量、心输出量和脑内腔血容量等。
心脏病是现代社会中发病和死亡的主要原因。通常，心脏病可由以下原因导致：(i)自主神经系统中的障碍，其中用于控制心肌的来自中枢神经系统的冲动不能提供有规律的心率和/或(ii)心肌自身力量不足，其中即使患者具有规律的心率，心肌的收缩力仍不足。无论哪种情况，由患病心脏供血的血量或速度是异常的，且应当理解，患者循环状态的评估是极其重要的。
最简单的测量，如心率和血压，对于许多患者而言是足够的，但如果存在心血管异常，则需要更详细的测量。
心输出量(CO)是在典型为一分钟的时间间隔期间的心脏泵血的体积。心输出量是心率(HR)与每次心跳泵血量也称为每搏输出量(SV)的乘积。例如，大多数成人在站立静止时的每搏输出量平均在60至80ml血之间。因此，在静止时每分钟80次心率的情况下，静止心输出量在每分钟4.8至6.4L之间变化。
常见的临床问题是血压过低(低血压)；这种情况的发生可由心输出量较低和/或由较低全身血管阻抗而导致。这种问题可出现在广泛的患者中，特别是那些重症监护病房或术后高依赖病房(highdpendency unit)中的患者。在这些高危患者中，通常建立更详细的监测，包括通过中枢静脉导管测量中枢静脉压和通过外周动脉导管连续显示动脉血压。
除上述测量以外，心输出量测量是极其重要的。例如，当与动脉压测量结合时，心输出量可用于计算全身血管阻抗。心输出量的测量有助于建立患者初始心血管状态和监测对各种治疗性介入的反应，各种治疗性介入例如变力药物(inotropic drug)的输液、灌注，血管活性药物的灌注(以增加或减少全身血管阻抗)或者通过药理或通过调整起搏速率改变心率。
目前已知有若干种测量心输出量的方法。其中的一种方法被称为Fick方法，是1870年由Adolf Fick描述的。该方法基于当血液流过肺部时获得的氧量等于在呼吸期间肺吸取的氧量的观察结果。在Fick方法中，测量在呼吸期间身体吸取的氧量以及静脉和动脉血之间的氧浓度差并利用这些测量值计算泵过肺部的血量，该血量等于心输出量。更具体地，在Frick方法中，心输出量等于耗氧量和动静脉氧含量差之比。
耗氧量典型地在口中无创测得，而血液浓度从混合的静脉和外周动脉血液绘图中测得。耗氧量通过测量某一时间段内的呼出气体体积以及呼出气体和吸入气体之间的氧浓度差导出。
Fick方法有许多缺点。首先，除非患者有气管内软管，否则由于面罩或口部件周围漏气而使得气体的准确采集是困难的。其次，当吸入气体是空气时为直接得出的气体分析对于富含氧的空气却存在问题。第三，动静脉氧含量差呈现出进一步的问题，也就是不得不测量混合静脉(即肺动脉)的氧含量，从而需要采用肺动脉导管以获得样本，这会引起患者的并发症。
Fick原理也可通过测量CO2去除量应用于CO2而非应用于氧，与耗氧量相比，CO2去除量更易于确定。对于这种Fick方法的变体，心输出量与用CO2去除量变化除以由短暂的再呼吸周期得出的潮式呼吸末CO2变化的结果成正比。这些变化由传感器完成和测量，该传感器将再呼吸体积周期性地加入到呼吸回路中。虽然该方法提高了进行气体准确测量的能力，其仍存在大部分上述限制，尤其是涉及面罩周围漏气的限制。
另一种方法是采用经食道(transoesophageal)的超声心动描记术(TOE)，其提供各种心脏结构和功能异常的诊断和监测。TOE用于通过记录从红血球反射的超声多谱勒频移从血流速度的测量值导出心输出量。作为一个心动周期期间瞬时血流速度的积分，对于特定部位(例如，左心室流出道)中的血流获取时间速度积分。时间速度积分乘以横截面积和心率以得出心输出量。该方法除了非常不准确外，还具有以下缺点：(i)该系统可能只能由熟练的操作者操作；(ii)由于该系统探头的尺寸，需要大量镇静剂或麻醉剂；(iii)该系统较昂贵；以及(iv)探头在专业操作者不在场的情况下不能设置成提供连续的心输出量读数。
美国专利No.6,485,431公开了一种较简单的方法，其中采用由血压布袖带或压力计测量的动脉压计算平均动脉压和舒张期内的动脉系统的时间常数。而后从表格确定动脉系统的柔量(compliance)并用其按照平均动脉压与柔量的乘积除以时间常数计算心输出量。然而，该方法非常不准确且其只能提供心输出量的粗略估计。
测量心输出量的另一种方法称为热稀释法。该方法基于心输出量可通过与血液不同温度的盐水弹丸剂(bolus of saline)的稀释来估计心输出量的原理。热稀释要将细导管插入静脉，通过心脏进入肺动脉。安装在导管尖端上的热敏电阻感应肺动脉内的温度。盐水的弹丸剂(体积约为5ml)通过导管开口快速注入，所述导管开口位于右心房内或附近。盐水与心脏内的血液混合并临时降低右心房内的温度。同时测量两个温度：血液温度由导管上的热敏电阻传感器测量，而待注入盐水的温度典型通过铂温度传感器测量。心输出量与温度降低曲线下的面积呈倒数关系。
将导管放入肺动脉的成本很高且具有附带的危险，包括：死亡；感染；出血；心率不齐；颈动脉、胸导管、腔静脉、气管、右心房、右心室、二尖瓣和三尖瓣以及肺动脉损伤。几乎没有证据表明放置肺动脉导管会提高存活率而且有些证据表明发病率和死亡率增加。
已知为胸电生物阻抗方法的无创方法首先公开于美国专利No.3,340,867中，且最近已开始引起医学和工业上的关注[美国专利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；美国专利申请No.20020193689]。胸电生物阻抗方法具有在对患者不危险的情况下提供连续心输出量测量的优点。
典型的生物阻抗系统包括在颈底部和围绕下胸部的圆周，在剑突水平处连接到对象的圆周带状电极的四端排列。当恒定幅度的交流电流过上颈部和下胸部带状电极时，在内侧颈部和胸部带状电极之间测量与胸部电阻抗成正比(或与导纳成反比)的电压。在时间上与每搏输出量保持一致的心脏同步阻抗变化部分单独和唯一地归因于在心动周期的舒张和收缩期间主动脉的容积变化。
现有生物阻抗系统的主要缺点是这类系统中采用的生物阻抗检测器需要若干连续的放大器电路级。每个放大器电路不合需要地放大来自身体部分内检测到的信号的输入噪声，从而需要增加测量的电流的幅度以保持合理的信噪比。多个放大器电路占用印刷电路板上的大量面积且采用大量电路元件从而增加系统成本和能耗。多个放大器系统的复杂性降低了系统的可靠性且增加了需要维护的频率。
生物阻抗系统的典型的印刷电路板包括一个或多个带通滤波器、半波整流电路和一个或多个低通滤波器。本领域技术人员理解，噪声水平与带通滤波器的带宽成比例。由于目前可获得的带通滤波器典型地具有约5％频率比的特性，相当部分的噪声通过带通滤波器因而折入半波整流电路中。这一问题由于胸部内阻抗的典型变化约为0.1％这一事实而更加严重，从而使这类系统的信噪比更低。
在生物阻抗测量中意识到的问题是在分离和区分心血管生物阻抗信号和呼吸生物阻抗信号中的困难，其中后者典型比前者大得多。用于提高生物阻抗测量效率的优化方法在美国专利No.4,870,578中公开。在该方法中，由呼吸引起的电阻抗变化由箝位电路(clampingcircuit)抑制，其与心脏电活动同步。箝位电路定时成在机械收缩期开始前的时间内将测量设备内的电压箝位在基线参考电压上。在心脏机械收缩期期间释放电压箝位，从而测量在机械收缩期期间由心脏泵血动作引起的生物阻抗中的变化。虽然该方法对测量效率提供了一定程度的改进，然而其仍然存在较低信噪比的问题。
因此广泛意识到需要一种没有上述限制的测量血流的系统、方法和装置，而且获得该测量血流的系统、方法和装置是极其有利的。
发明概述
根据本发明的一个方面，提供一种测量受试者器官内血流的系统，该系统包括：产生输出射频的射频信号发生器；多个电极，其设计成可连接到受试者的皮肤上，这些电极用于向器官发射输出射频信号并用于感知器官的输入射频信号；混频器，其与射频发生器以及多个电极的至少一部分电通信，用于使输出射频信号和输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号；以及电子线路，其构造和设计成滤除混频射频信号的一部分以充分提高混频射频信号剩余部分的信噪比。
根据下面描述的本发明优选实施方案中的进一步特征，该系统还包括用于采用混频射频信号的剩余部分计算至少一个量的数据处理器，该至少一个量选自每搏输出量、心输出量、脑内腔血流和动脉血流速度组成的组中。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该系统还包括与数据处理器通信并可操作以控制受试者心率的起搏器，其中数据处理器被编程为根据至少一个量值电子控制起搏器。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该系统还包括与数据处理器通信并可操作以向受试者给药的给药设备，其中数据处理器被编程为根据至少一个量值电子控制给药设备。
根据所描述优选实施方案的另一些特征，该系统还包括与数据处理器通信并可操作以增加心输出量的心脏辅助设备。
根据所描述优选实施方案的另一些特征，心脏辅助设备包括设计和构造成用于限制心脏组织一部分胀大的加固件，从而增加心输出量。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该系统还包括与多个电极的至少一部分电通信的生物阻抗检测器，用于检测受试者的第一位置和第二位置之间的电压，并用于响应该电压产生输入射频信号，其中输入射频信号指示器官的阻抗。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该系统还包括用于感知电压的至少一个传感器，该至少一个传感器构造和设计成用于产生具有一幅度的信号，该幅度是器官内、流出或流到器官的血流的函数。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路包括用于实行至少一个时间微分的微分器，以提供第一和第二位置之间阻抗的各导数(respective derivative)。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该系统还包括用于显示血流的显示设备。
根据本发明的另一方面，提供一种用于发射和接收受试者内部器官的信号的电极，其包括至少一个细长导电材料，该细长导电材料构造和设计成绕在受试者外部器官的至少一部分上，以对信号具有基本上恒定的灵敏度，无论电极放置在外部器官的方位(orientation)如何。
根据下面描述的本发明优选实施方案中的进一步特征，电极还包括附着材料。
根据本发明的又一方面，提供一种确定受试者器官内血流的装置，该装置具有射频测量单元，该射频测量单元能够向器官发射输出射频信号并接收器官的输入射频信号，该装置包括：(a)混频器，其与射频测量单元电通信，用于使输出射频信号和输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号；和(b)电子线路，其构造和设计成滤除混频射频信号的一部分，从而充分提高混频射信号剩余部分的信噪比。
根据下面描述的本发明优选实施方案中的进一步特征，混频器可操作以提供射频和和射频差。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路包括用于滤除射频和的低通滤波器。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路包括用于放大混频射频信号剩余部分的模拟放大线路。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路包括用于使混频射频信号剩余部分数字化的数字转换器。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路包括用于实行至少一个时间微分的微分器，以提供受试者身体第一位置和第二位置之间阻抗的各导数。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，微分器选自数字微分器和模拟微分器组成的组。
根据本发明的又一方面，提供一种测量受试者器官内血流的方法，该方法包括产生输出射频信号；向器官发射输出射频信号并感知器官的输入射频信号；使输出射频信号和输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号，以及滤除混频射频信号的一部分，从而充分提高混频射频信号剩余部分的信噪比，由此测量血流。
根据下面描述的本发明优选实施方案中的进一步特征，混频包括提供射频和和射频差。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，滤除混频射频信号的该部分是由构造和设计用于滤除射频和的低通滤波器实行。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括模拟放大混频射频信号剩余部分。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括使混频射频信号剩余部分数字化。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路设计和构造成使输入射频信号对多个电极和受试者器官之间阻抗差的灵敏度最小化。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，电子线路包括至少一个差分放大器，该放大器的特征为其阻抗充分大于多个电极和受试者器官之间的阻抗差。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括采用混频射频信号剩余部分计算至少一个量，该至少一个量选自每搏输出量、心输出量和脑内腔血容量和动脉血流速度组成的组。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，动脉血流速度选自颈外动脉血流速度、颈内动脉血流速度、尺动脉血流速度、桡动脉血流速度、肱动脉血流速度、髂总动脉血流速度、髂外动脉血流速度、胫后动脉血流速度、胫前动脉血流速度、腓动脉血流速度、外侧足底血流速度、内侧足底血流速度、深部足底血流速度组成的组。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括根据至少一个量值控制受试者的心率。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，由起搏器控制受试者的心率。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括采用至少一个量值选择药物数量和种类并向受试者施用该数量和种类的药物。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括为受试者心脏一部分提供手术入口部位和使该心脏部分的心脏扩张的减少保持足够时间，从而增加心输出量。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，通过将多个电极连接到受试者皮肤上实行向器官发射输出射频信号和感知器官的输入射频信号。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，多个电极的至少一部分设计和构造成对通过电极发射的电信号具有基本上恒定的灵敏度，无论电极放置在受试者上的方位如何。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，多个电极的至少一部分包括附着材料。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，选择多个电极的数目以基本上消除输入射频信号中选自姿势改变效应、呼吸效应和运动效应组成的组中的至少一个效应。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，多个电极包括两个电极。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，多个电极包括三个电极。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，多个电极包括四个电极。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，进行多个电极的连接以对通过电极发射的电信号具有基本上恒定的灵敏度，无论电极放置在受试者上的方位如何。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，多个电极的至少一部分包括至少一个细长导电材料，其构造和设计成绕在受试者外部器官的至少一部分上，以对通过电极发射的电信号具有基本恒定的灵敏度，无论电极放置在外部器官的方位如何。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，外部器官选自胸部、臀部、大腿、颈部、头部、臂部、前臂、腹部、臀肌、腿和足部组成的组。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括检测受试者第一位置和第二位置之间的电压并响应该电压产生输入射频信号，其中输入射频信号指示器官的阻抗。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括实行至少一个时间微分，由此提供第一和第二位置之间阻抗的各导数。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该导数选自一阶导数和二阶导数组成的组。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，实行时间微分由选自数字微分和模拟微分组成的组中的过程来实现。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，该方法还包括采用显示设备显示血流。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，显示设备能够将血流显示为时间的函数。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，信噪比增加至少10dB。
根据所描述优选实施方案中的另一些特征，信噪比增加至少20dB。
本发明通过提供测量血流的系统、方法和装置成功地克服了目前已知构造的缺点，远远优于现有技术。
除非另外限定，在此使用的技术和科学术语具有本发明所属技术领域的普通技术人员所通常理解的同等含义。虽然在本发明的实践或测试中可采用与在此所描述的方法和材料类似或等同的方法和材料，但下面描述了较适宜的方法和材料。在有冲突的情况下，包括定义在内的专利说明书将起决定作用。此外，这些材料、方法和实施例仅用于举例说明而不是要起限定作用。
本发明的方法和系统的实施涉及通过手动、自动或二者的结合实行或完成选定的任务或步骤。此外，按照本发明方法和系统的优选实施方案的实际仪器和设备，数个选定步骤可由任何固件的任何操作系统上的硬件或软件或二者的结合实施。例如，作为硬件，本发明的选定步骤可实施为芯片或电路。作为软件，本发明的选定步骤可实施为由计算机采用任何适宜的操作系统执行的多个软件指令。在任何情况下，本发明的方法和系统的选定步骤可描述为由数据处理器实行，如由执行多个指令的计算机平台实行。
附图简述
在此仅以举例的方式参照附图对本发明进行描述。现在特别参照具体附图，需要强调的是所示出的细节是以举例的形式且目的仅在于解释说明本发明优选实施方案，且为提供确信是对于本发明原理和概念方面的描述是最有用和最易懂的内容而呈现。关于这点，并不打算示出除理解本发明基本原理所需要细节以外的本发明的结构细节，结合附图的说明向本领域技术人员清楚描述了本发明的几种形式如何在实际中实施。
附图中：
图1是根据现有技术教导的常规生物阻抗系统的示意图；
图2是根据本发明优选实施方案的受试者器官内血流测量系统的示意图；
图3是用于滤除信号的一部分以使该信号的剩余部分由极大提高的信噪比比表征的电子线路的示意图；
图4a-h是根据本发明优选实施方案的电极(c，d，g和h)和这些电极所附着的各位置(a，b，e和f)的示意图；
图5是根据本发明优选实施方案的受试者器官内血流确定装置的示意图；
图6是根据本发明优选实施方案的受试者器官内血流测量方法的流程图；
图7a是采用三个电极测量血流的印刷线路板的框图；
图7b是采用两个电极测量血流的印刷线路板的框图；
图7c是采用四个电极测量血流的印刷线路板的框图；
图7d是放大射频信号的模拟放大线路的框图；
图8a-b示出采用根据本发明优选实施方案建造的带三个电极的原型系统获得的生物阻抗变化及其测得导数的监测结果，其目的是确定每搏输出量和心输出量；
图8c示出采用常规(现有技术)系统获得的ECG信号、生物阻抗变化、其一阶导数和其二阶导数的监测结果；
图9a-b示出采用为测量脑内腔血容量变化和流速目的建造的带两个电极的原型系统获得的生物阻抗变化及其测得导数的监测结果；
图10示出采用根据本发明优选实施方案建造的带四个电极的原型系统获得的生物阻抗变化及其测得导数的监测结果，其目的是确定每搏输出量和心输出量；和
图11采用带四个电极的原型系统获得生物阻抗变化及其测得导数的监测结果，其目的是测量脑内腔血容量变化和流速。
优选实施方案的详细描述
本发明涉及测量受试者器官内血流的系统、方法和装置，其可用于确定许多与血流有关的用于医学诊断和/或治疗目的的参数。特别地，本发明可用于确定每搏输出量、心输出量、脑内腔血容量和身体其它动脉内血流，例如，但不限于胸部、臀部、大腿、颈部、头部、臂部、前臂、腹部、臀肌、腿部和足部的动脉。本发明还涉及电极，这些电极可用于感知受试者身体电信号的目的。这些电极可与本发明的系统和装置结合使用，还可与其它医学设备结合使用。此外，本发明的电极可用于其它医学过程。
为更好理解如附图中图2-9b所示的本发明的目的，首先参考如图1所示的用于确定血流的常规(即现有技术)系统的构造和操作。
在详细说明本发明至少一个实施方案之前，应当理解，本发明就其应用而言不限于其在下列描述中公开的或在附图中示出的部件构造和设置的细节。本发明可以具有其它实施方案或能够以各种方式实践或实施。而且，应当理解，在此使用的措词和术语是为描述的目的而不应当看作是限定。
现参见附图，图1示出常规系统，在此通常称为系统10，其包括用于响应周期性控制输入信号产生周期性高频电流输出的射频发生器12。系统10还包括用于运送来自射频发生器12的电流输出的输出点电极14。电极14连接到心脏上方和下方的人体位置13处。图1示出的是连接到两对位置，第一对A和第二对D处的两个输出点电极，从而形成电极的四端阵列。由射频发生器12产生的电流在位置对A和D之间流过并由于身体13的阻抗而引起段A-D上的电压降。
系统10还包括电生物阻抗检测器15和四个另外的电极，用于检测电压信号，这些电极位于以B和C指示的两个另外位置对之间并类似于电极14形成电极的四端阵列，位置对B和C分别位于位置对A和D附近。生物阻抗检测器15通过两个输入点电极17连接到身体13上。检测器15响应电极17接收到的电压信号产生指示段B-C阻抗的输出信号。
电压信号与周期性电流成比例，还与位置对A和D(或位置对B和C)之间组织的电生物阻抗成比例。
射频发生器通常产生均方根大小为几个毫安和频率为几万赫兹的高频电流。
电压信号的幅度由身体段中的电导率变化调制。在胸腔内，这种变化是由于胸腔内血容量的变化以及红血球的方位而导致的，是主要动脉血流速度的函数。电压信号调制包迹是电导率变化的叠加和，这些电导率变化是由姿势、呼吸、心动周期、运动伪影和电噪声的变化引起的。
通过测量阻抗变化ΔZ并由其计算血流就可确定血流。然而，阻抗变化值ΔZ典型比阻抗值Z小2-4个数量级，从而在信噪比方面会影响ΔZ的测量品质。通过采用一个或多个带通滤波器滤除低于低阈值和高于高阈值的频率，减小接收到的信号的噪声含量。然而，已知带通滤波器的效率是不足的，因而所得到的信号仍具有大量混在其中的噪声含量。
在构思本发明时已假设以及在将本发明用于实际时已经实现，通过将射频技术与模拟电子学相结合可以显著增加信噪比。
因此，根据本发明的一个方面，提供一种测量受试者器官内血流的系统，其在此通常称为系统20。
现参见图2，其为系统20的示意图。系统20包括用于产生输出射频信号的射频发生器22。发生器22可具体表现为任何射频发生器，例如，但不限于，系统10的射频发生器12。系统20还包括多个连接到受试者21皮肤上的电极25。电极25发射由发生器22产生的输出射频信号24，并感知来自受试者21器官的输入射频信号26。
根据本发明优选实施方案，系统20还可包括生物阻抗检测器29，其用于检测由电极25的位置限定的在受试者21身体的一部分上形成的电压降。响应该检测到的电压，检测器29优选产生指示身体备部分阻抗的信号26。
系统20还包括混频器(mixer)28，其与发生器22和电极25的至少一部分电通信，使信号24和信号26混频，从而提供指示血流的混频射频信号30。基于可在混频前实行的可选模拟处理过程(例如放大)，信号24和26可通过一个以上的通道输入混频器28。
例如，在一个实施方案中，信号24和26均可从用于向电极25发射信号或从电极25发射信号的终端直接输入到混频器28。在另一个实施方案中，信号26可通过设计用于处理信号26的附加单元27输入。在另一个实施方案中，信号24可从发生器22输入，其在混频前实行某种模拟处理过程。
混频器28可以是任何已知的射频混频器，例如，但不限于，双平衡射频混频器和不平衡射频混频器。根据本发明的优选实施方案，混频射频信号30由多个射频信号组成，其在一个实施方案中可以是射频和和射频差。例如可通过选择混频器28实现和和差，从而使信号24和信号26由此相乘。由于两个频率之间的相乘等价于频率和和频率差，混频器28输出由所需射频和和射频差组成的信号。
本领域普通技术人员应当意识到，射频和和射频差的产生中优点在于尽管射频和包括全部两个信号，即指示血流的信号和较大量电噪声信号，而射频差近似是无噪声的。
这样，本发明提供一种用于使与这种相关测量有关的电噪声最小化的有效技术，该测量中感兴趣的效应(effect of interest)比测量量小约2-4个数量级。
系统20还包括电子线路(circuitry)32，其构造和设计用于滤除信号30的一部分，从而信号30的剩余部分31特征为具有极大增加的信噪比。
现参见图3，其为线路32的示意图。根据本发明的优选实施方案，线路32包括低通滤波器34以滤除信号30的高频含量。低通滤波器34在混频器28输出和和差的实施方案中特别有用，其中低通滤波器滤除射频和并留下射频差，射频差如上所述为近似无噪声。
低通滤波器34可根据采用系统20的具体系统的射频差设计和构造。滤波器34的明智设计充分减少了剩余部分31的噪声含量。在常规生物阻抗系统中，例如，接收信号的大量噪声混入剩余信号，从而使剩余信号特征为约2千赫兹带宽。本发明的发明者已发现，通过包括输出射频信号24并通过使其与输入射频信号26混频，所得到信号中的噪声特征为其带宽比常规系统噪声带宽低至少一个数量级。
根据本发明的优选实施方案，混频器28和线路32构造和设计成用于使信噪比增加至少20dB，更优选增加25dB，最优选增加30dB。
线路32优选包括用于放大信号30剩余部分31的模拟放大电路36。模拟放大电路36的构造和设计没有限制，只要电路36能够放大信号31就行。放大电路36的非限制性例子例将在下面的实施例部分中进行进一步的描述。
根据本发明的优选实施方案，线路32还包括使信号31数字化的数字转换器38。信号31的数字化对于由例如微处理器对数字化信号进行进一步数字处理是有用的。
另外且优选地，线路包括微分器40(或者是数字微分器，或者是模拟微分器)，其用于进行所测量阻抗的至少一个时间微分以获得阻抗的各导数(例如一阶导数，二阶导数等)。微分器40可包括能够进行模拟或数字微分的任何已知的电子功能性元件(例如，芯片)。阻抗的时间导数对于例如测量每搏输出量或心输出量是有用的，如此后更为详细的描述所述。
现在再参见图2，根据本发明的优选实施方案，系统20还包括采用信号31计算至少一个量的数据处理器42。可计算许多与血容量相关的量，例如，但不限于，每搏输出量、心输出量和脑内腔血容量。系统20还可包括显示血流和其它信息的显示设备49，优选以时间函数显示。
下面描述采用阻抗的时间导数dZ/dt计算每搏输出量和心输出量的计算过程。
阻抗变化ΔZ与阻抗Z的时间导数成比例。因此，通过进行阻抗的时间微分，系统20提供一有用的参数，由该参数可确定阻抗变化ΔZ和随后的每搏输出量或心输出量。更具体地，由R(L/Z0)2TdZ/dt给出每搏输出量，其中R是血液的电阻率，L是电极之间的距离，T是收缩射血时间，以及Z0是非变化阻抗。已知每输出量，用每搏输出量乘以受试者的心率就得出心输出量。
由系统20提供的血流确定既可用于诊断也可用于治疗。因此，根据本发明的优选实施方案，系统20还可包括与数据处理器42通信的起搏器44。在该实施方案中，数据处理器42优选被编程为根据所计算的量对起搏器44进行电子控制。例如，在一个实施方案中，数据处理器42计算心输出量并向基本上实时控制受试者21心率的起搏器44发送信号，从而提高心输出量。
另外或可替换地，系统20还可包括优选构造和设计成用于增加心输出量的心脏辅助设备48。心脏辅助设备在本领域是已知的并典型包括限制心脏组织的一部分膨大的加固件，从而增加心输出量。在该实施方案中，数据处理器42优选被编程为根据所计算的心输出量对设备48进行电子控制，从而由系统20自动进行心输出量的确定和提高。
根据本发明的优选实施方案，系统20可包括与数据处理器42通信的给药设备46。设备46用于向受试者21给药。在该实施方案中，数据处理器42优选被编程为根据所计算的量值电子控制设备46。例如，如果所计算的量为脑内腔血容量，则基于该血容量值，数据处理器42向设备46发送信号并从而控制向受试者21给予药物的量和/或类型。
连接到受试者21上的电极的数目优选选择为使输入射频信号从不需要的效应中大体分离出来，这些效应例如是，但不限于，姿势改变效应、呼吸效应和运动效应等。
对于采用的任何数目的电极，根据本发明的优选实施方案，电极的至少一部分设计和构造成对于通过电极发射的电信号具有基本恒定的灵敏度，无论电极放置在受试者上的方位如何。
现参照图4a-h，其为根据本发明优选实施方案的电极25(图4c，4d，4g和4h)和电极25所附着的各位置(图4a，4b，4e和4f)的示意图。图4c和4g示出电极25的内侧，图4d和4h示出电极25的外侧。
因此，电极25优选包括至少一个构造和设计成绕在外部器官至少一部分上的细长导体材料50，外部器官可以是例如，胸部、臀部、大腿、颈部、头部、臂部、前臂、腹部、臀肌、腿和足部等。任选地，电极25也可包括便于使电极25附着到受试者21上的附着材料52(例如，尼龙搭扣，胶水等)。
应当意识到，用于例如生物阻抗系统中的常规点电极(参见例如图1)对于电极附着的具体位置是灵敏的。当生物阻抗系统的信噪比本身较小，且由这种人为因素导致的波动与待测量的整个效应可相比拟时，这种灵敏在生物阻抗系统中是特别不利的。还应当意识到，当点电极数目增加时，与小位移的灵敏度有关的问题变得严重。具体地，在采用图1中的四端阵列时，存在八个点电极，每个点电极都对小位移的灵敏度作出贡献，从而增加最终测量结果的不确定性。
根据本发明的本优选实施方案，采用电极25的优点在于从受试者21身体接收的信号不依赖于电极的小位移。此外，如下面在此具体描述的，所采用的电极的数目显著小于常规系统中所采用的电极数目。应当理解，更小的电极数目(i)减少不确定因素；(ii)更易于附着；以及(iii)对患者更舒适。
参照图4a，在一个实施方案中，一个电极附着在受试者21的颈部，以及两个电极附着在心脏下方。该实施方案可用于，例如测量和确定每搏输出量和心输出量。然而应当理解，不排除用于确定每搏输出量和心输出量的其它构造。具体地，可采用两个电极。然而，本发明的发明人发现，采用三个电极的运动效应与采用两个电极相比较不明显。在该实施方案中采用的优选电极在图4c(内侧)和4d中(外侧)示出。
参见图4b，在另一实施方案中，两个电极附着在受试者21的颈部，两个电极附着在心脏下面。这个实施方案可用于例如测量和确定每搏输出量和心输出量。如同在后面的实施例部分所证实的那样，采用这四个电极时结果的质量显著增加。在本实施方案中优选使用的电极如图4c(内侧)和4d所示(外侧)。
参照图4e-h，在另一实施方案中，可采用在单个细长带条上形成的两个电极用于确定脑内腔血容量的目的。具体地，如图4e所示，可将单个带条(从而将两个电极)缠绕在受试者21的前额，或可替换且优选地，可以将两个带条(从而将四个电极)邻近缠绕在受试者21的前额。
应当理解，本发明不排除任何数目的电极或连接构造。例如，可采用如图4c-d所示的电极，如图4g-h所示的电极或任何其它电极，可以任何结合形式，用于测量身体任何动脉内的血流，动脉例如，但不限于，颈外动脉、颈内动脉、尺动脉、桡动脉、肱动脉、髂总动脉、髂外动脉、胫后动脉、胫前动脉、腓动脉、外侧足底动脉、内侧足底动脉和深部足底动脉。
根据本发明的另一方面，提供一种用于确定受试者器官内血流的装置，其在此通常称为装置60。如下面更为详细的描述，装置60具有增强的信噪比的性质，因而，装置60可与任何生物阻抗系统，例如系统20，结合使用。
现在参照图5，其为装置60的示意图。装置60具有射频测量单元22，其能够向器官发射输出射频信号24并接收器官26的输入射频信号。射频测量单元22可以是其本身是已知的任何合适的单元，例如，单元22可包括已在上面进一步详述的射频发生器22和生物阻抗检测器29。单元22优选能够进行信号模拟处理(例如放大)。根据本发明的优选实施方案，单元22通过多个电极发射和接收信号，如上面所详细描述的。
装置60还包括使信号24和信号26混频的混频器28，从而提供混频射频信号30，如上面所进一步详细描述的。如图5所示，信号24和26可从用于向器官发射信号或从器官发射信号的终端直接输入混频器28，或可通过单元22输入混频器28。
装置60还包括用于滤除信号30的一部分的电子线路32，从而信号30的剩余部分31特征为具有极大增加的信噪比，如上所述。
根据本发明的另一方面，提供一种测量受试者器官内血流的方法，该方法包括以下步骤，其如图6中的流程图所示。因此，在由方框72指定的第一步骤中，例如由射频发生器产生输出射频信号。在由方框74指定的第二步骤中，例如通过电极阵列向器官发射输出射频信号并感知器官的输入射频信号。在由方框76指定的第三步骤中，输出射频信号和输入射频信号混频，以提供指示血流的混频射频信号，如上面所详细描述的。在由方框78指定的第四步骤中，滤除混频射频信号的一部分，以极大地增加其剩余部分的信噪比，如上面所详细描述的。
根据本发明的优选实施方案，该方法还可包括下列可选步骤，其中每个可选步骤可以以任何结合或顺序独立于其它可选步骤进行。因此，在一个由方框80所指定的可选步骤中，混频射频信号的剩余部分被模拟放大；在另一个由方框82所指定的可选步骤中，使混频射频信号的剩余部分数字化；在又一个由方框84所指定的可选步骤中，计算至少一个量(例如，每搏输出量、心输出量和脑内腔血容量)；在另一个由方框86指定的附加步骤中，进行至少一个时间微分，如上面所详细描述的。
下面是可用于上述实施方案的选择性步骤和部件的技术优选值。
在此所采用的术语“约”指±10％。
输出射频信号优选频率为约10KHz至约200KHz，幅度为约10mV至约50mV；输入射频信号优选频率为约70KHz，幅度为约20mV；可由本实施方案所测量的典型阻抗为约25欧姆至约35欧姆；所得到的本实施方案的信噪比为至少40dB；低通滤波器34优选具有约35Hz的截止频率的特性，以及数字转换器38优选以约每秒1000个采样的速率对信号进行采样。
基于下面实施例的检验，本发明其它的目的、优点和新特征将对本领域普通技术人员变得更为明显，这些实施例并不是要限制本发明。此外，在上面描述的和在下面权利要求书部分中所要求的本发明各实施方案和方面可在下面实施例中找到实验性支持。
实施例
现参照以下实施例，这些实施例与上述描述一起以非限制形式示出本发明。
构造一种根据上述描述的测量受试者器官内血流的系统原型。
该原型系统包括：
(a)产生频率为70Khz和幅度为20mV的输出射频信号的自造射频发生器；
(b)如图4b，4c，4e和4f中所描述的多个电极；和
(c)由Mini-Circuits购买的双平衡混频器，用于提供射频和和射频差，如上所述。
该原型系统还包括在印刷线路板内形成的电子线路。设计和制造几种电子线路，从而调查结果品质、电子线路设计和电极数目之间的相关性。各种电子线路在图7a-d中示意性示出。
图7a示出配合三个电极使用的电子线路的框图(参见下面实施例1的心输出量的测量结果)。在图7a中，电极引线由E1，E2，I1指示，其中由射频发生器(由OSC指示)产生的输出射频信号通过E1和E2输出并且由身体测量的输入射频信号通过I1输入。
输入信号被引导通过差分放大器G1、带通滤波器BPF和差分放大器G2。类似地，引导输入信号通过差分放大器G3、带通滤波器BPF和差分放大器G4。一旦经放大和滤波后，输入和输出信号都由混频器DMB混频以形成所述的频率和和频率差。低通滤波器LPF滤除频率和，所得到的信号(带有频率差)通过另外的差分放大器G5，G6和G7进一步放大。一旦经放大后，该信号由模拟数字转换器数字化并通过USB通信接口传送到处理和显示单元。
图7b示出配合两个电极使用的电子线路的框图(参见下面实施例2脑内腔血容量测量结果)。由于只有两个电极，E2和I1合并成一根引线I1。
这样，输入信号被引导通过差分放大器G1、带通滤波器BPF和差分放大器G2。输入信号被引导通过差分放大器G2和带通滤波器BPF(在该构造内混频之前未进行另外的放大)。一旦经放大和滤波后，输入和输出信号都由混频器DMB混频以形成频率和和频率差。低通滤波器LPF滤除频率和，所得到的信号通过另外的差分放大器G4，G5和G6进一步放大。与三个电极的情况相同，该信号由模拟数字转换器数字化并通过USB通信接口传送到处理和显示单元。
图7c示出配合四个电极使用的电子线路的框图(参见下面实施例3的心输出量的测量结果和实施例4中脑内腔血容量测量的结果)。E1，E2，I1和I2指示四个引线，由射频发生器OSC产生的输出射频信号通过E1和E2输出，从身体测量的输入射频信号通过I1和I2输入。此外，四个引线E1，E2，I1和I2通过由C1，C2，C3和C4指示的电容连接到身体上。
图7c线路的原理类似于配有三个电极的图7a线路的原理。图7c线路的优点在于通过采用两个输入引线I1和I2(与图7a中一个输入引线I1相反)，可使电极和身体之间阻抗差的影响最小化。具体地，通过差分放大器G3的特有阻抗控制压降I1和I2的影响，该阻抗选择得足够大以使任何由身体与电极之间的接触所产生的阻抗变化与G3阻抗相比可以忽略。
图7d示出模拟放大电路的框图，其用于在滤除射频和的低通滤波后放大射频信号。
实施例1
采用三个电极的每搏输出量和心输出量的测量
将三个电极连接到人受试者上，如图4a所示。测量生物阻抗并用其确定和监测(i)每搏输出量；和(ii)心输出量。
图8a-b示出采用原型系统(采用图7a的线路)在250ms/div时间标尺上获得的监测结果。在图8a-b的每一个上显示有两个波形：生物阻抗变化ΔZ和其测量的时间导数d(ΔZ)/dt，其在下面表示为dZ/dt。图8b中示出的波形与图8a中所示波形相比为反向放大。
为比较，图8c示出采用常规系统(GE/Cardiodynamic)获得的监测结果。图8c中显示的波形从上到下为：ECG信号，生物阻抗变化ΔZ，其一阶导数dZ/dt和其二阶导数d2Z/dt2。
本发明(图8a-b)与常规系统(图8c)相比在信噪比上的改进是显而易见的。在原型系统中，信噪比为50dB，而在常规系统中信噪比为20dB。
实施例2
采用两个电极的脑内腔血容量变化和流速的测量
将两个电极连接到人受试者上，如图4e所示。测量生物阻抗并用其确定和监测脑内腔血容量变化和流速。
图9a-b示出采用原型系统(采用图7b的线路)在250ms/div时间标尺上获得的监测结果。在图9a-b的每一个上显示有两个波形：生物阻抗变化ΔZ和其测量的时间导数dZ/dt，其中在图9b中，ΔZ曲线的垂直标尺是图9a中的相应曲线的两倍大。
如图9a-b所示，对两个量均获得50dB的良好信噪比。与实施例1相比，本实施例的曲线得到一尖锐峰值。该现象与生理学发现一致，根据该生理学发现，脑内血流阻抗远低于胸腔内阻抗。因此，与胸腔相比，脑内响应于血流变化只存在较小延迟。该对血流的快速响应通过所测量的量也即图9a-b曲线中的尖锐峰值表现出来。
实施例3
采用四个电极的每搏输出量和心输出量的测量
将四个电极连接到人受试者上，如图4b所示。测量生物阻抗并用其确定和监测(i)每搏输出量；和(ii)心输出量。
图10示出采用原型系统(采用图7c的线路)在500ms/div时间标尺上获得的监测结果。在图10上显示有两个波形：生物阻抗变化ΔZ和其测量的时间导数d(ΔZ)/dt，其在下面表示为dZ/dt。
比较图10和图8a-b，采用四个电极(以及图7c的电子线路)显著改善结果的品质。
实施例4
采用四个电极的脑内腔血容量变化和流速的测量
将两个电极连接到人受试者上，如图4f所示。测量生物阻抗并用其确定和监测脑内腔血容量变化和流速。
图11示出采用原型系统(采用图7c的线路)在500ms/div时间标尺上获的监测结果。在图11上显示有两个波形：生物阻抗变化ΔZ和其测量的时间导数dZ/dt。
如图11所示，对两个量均获得50dB的良好信噪比。与上述实施例3相同，图11和图9a-b之间的比较显示，本实施例(四个电极和图7c的线路)比实施例2(两个电极和图7b的线路)具有显著的改善。
应当理解，本发明某些为清楚起见在不同实施方案的上下文中描述的特征也可在单一实施方案中以结合形式提供。相反，本发明的为简明起见而在单个实施方案的上下文中描述的各个特征也可分别提供或以任何合适的子结合提供。
虽然本发明已参照其具体实施方案进行描述，然而许多替换实施方案、修改和变化对本领域技术人员来说是显而易见的。因此，意在包括全部这些落入附带的权利要求书的宗旨和广泛的范围内的替换实施方案、修改和变化。在本说明书中提及的出版物、专利和专利申请以引用的方式将其全部内容引入本说明书中，其引入的程度如同每个出版物、专利或专利申请均具体且独立地被指明以引用的方式引入本文一样。此外，本申请中任何文献的引证或列出不应解释为承认此类文献对于本发明是可获得的现有技术。

Claims (69)

1、一种测量受试者器官内血流的系统，该系统包括：
产生输出射频信号的射频发生器；
多个电极，其设计成可连接到受试者的皮肤上，所述电极用于向器官发射所述输出射频信号并用于感知器官的输入射频信号；
混频器，其与所述射频发生器以及所述多个电极的至少一部分电通信，用于使所述输出射频信号和所述输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号；以及
电子线路，其构造和设计成滤除所述混频射频信号的一部分以提高所述混频射频信号剩余部分的信噪比。
2、根据权利要求1所述的系统，其中所述混频器可操作以提供射频和和射频差。
3、根据权利要求2所述的系统，其中所述电子线路包括用于滤除所述射频和的低通滤波器。
4、根据权利要求1所述的系统，其中所述电子线路包括用于放大所述混频射频信号的所述剩余部分的模拟放大线路。
5、根据权利要求1所述的系统，其中所述电子线路包括用于使所述混频射频信号的所述剩余部分数字化的数字转换器。
6、根据权利要求1所述的系统，其中所述电子线路设计和构造成使所述输入射频信号对所述多个电极和受试者器官之间阻抗差的灵敏度最小化。
7、根据权利要求6所述的系统，其中所述电子线路包括至少一个差分放大器，该放大器的特征为其阻抗大于所述多个电极和受试者器官之间的所述阻抗差。
8、根据权利要求1所述的系统，还包括用于采用所述混频射频信号的所述剩余部分计算至少一个量的数据处理器，所述至少一个量选自每搏输出量、心输出量、脑内腔血流和动脉血流速度组成的组。
9、根据权利要求8所述的系统，其中所述动脉血流速度选自颈外动脉血流速度、颈内动脉血流速度、尺动脉血流速度、桡动脉血流速度、肱动脉血流速度、髂总动脉血流速度、髂外动脉血流速度、胫后动脉血流速度、胫前动脉血流速度、腓动脉血流速度、外侧足底血流速度、内侧足底血流速度和深部足底血流速度组成的组。
10、根据权利要求8所述的系统，还包括与所述数据处理器通信并可操作以控制受试者心率的起搏器，其中所述数据处理器被编程为根据所述至少一个量电子控制所述起搏器。
11、根据权利要求8所述的系统，还包括与所述数据处理器通信并可操作以向受试者给药的给药设备，其中所述数据处理器被编程为根据所述至少一个量电子控制所述给药设备。
12、根据权利要求8所述的系统，还包括与所述数据处理器通信并可操作以增加所述心输出量的心脏辅助设备。
13、根据权利要求12所述的系统，其中所述心脏辅助设备包括设计和构造成用于限制心脏组织的一部分扩张的加固件，从而增加所述心输出量。
14、根据权利要求1所述的系统，其中选择所述多个电极的数目以基本上消除所述输入射频信号中选自姿势改变效应、呼吸效应和运动效应组成的组中的至少一个效应。
15、根据权利要求1所述的系统，其中所述多个电极包括两个电极。
16、根据权利要求1所述的系统，其中所述多个电极包括三个电极。
17、根据权利要求1所述的系统，其中所述多个电极包括四个电极。
18、根据权利要求1所述的系统，其中所述多个电极的至少一部分设计和构造成对通过所述电极发射的电信号具有基本上恒定的灵敏度，无论电极在受试者上的方位如何。
19、根据权利要求1所述的系统，其中所述多个电极的至少一部分包括至少一个细长导电材料，其构造和设计成绕在受试者外部器官的至少一部分上，从而对通过所述电极发射的电信号具有基本恒定的灵敏度，无论电极在所述外部器官上的方位如何。
20、根据权利要求19所述的系统，其中所述多个电极的至少一部分包括便于使电极附着到受试者上的工具。
21、根据权利要求19所述的系统，其中所述外部器官选自胸部、臀部、颈部、头部、臂部、腹部、腿和足部组成的组。
22、根据权利要求19所述的系统，其中所述外部器官选自大腿、前臂和臀肌组成的组。
23、根据权利要求1所述的系统，还包括与所述多个电极的至少一部分电通信的生物阻抗检测器，用于检测受试者的第一位置和第二位置之间的电压，并用于响应所述电压产生所述输入射频信号，其中所述输入射频信号指示器官的阻抗。
24、根据权利要求23所述的系统，还包括用于感知所述电压的至少一个传感器，所述至少一个传感器构造和设计成用于产生具有一幅度的信号，该幅度是器官内的血流、或从器官流出的血流或流到器官的血流的函数。
25、根据权利要求23所述的系统，其中所述电子线路包括用于进行至少一个时间微分的微分器，以提供所述第一位置和所述第二位置之间所述阻抗的各导数。
26、根据权利要求25所述的系统，其中所述导数选自一阶导数和二阶导数组成的组。
27、根据权利要求25所述的系统，其中所述微分器选自数字微分器和模拟微分器组成的组。
28、根据权利要求1所述的系统，还包括用于显示血流的显示设备。
29、根据权利要求28所述的系统，其中所述显示设备能够将血流显示为时间的函数。
30、根据权利要求1所述的系统，其中所述信噪比增加至少10dB。
31、根据权利要求1所述的系统，其中所述信噪比增加至少20dB。
32、一种确定受试者器官内血流的装置，该装置具有射频测量单元，该射频测量单元能够向器官发射输出射频信号并能够接收器官的输入射频信号，该装置包括：
(a)混频器，其与所述射频测量单元电通信，用于使所述输出射频信号和所述输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号；和
(b)电子线路，其构造和设计成滤除所述混频射频信号的一部分，从而提高所述混频射频信号剩余部分的信噪比。
33、根据权利要求32所述的装置，其中所述混频器可操作以提供射频和和射频差。
34、根据权利要求33所述的装置，其中所述电子线路包括用于滤除所述射频和的低通滤波器。
35、根据权利要求32所述的装置，其中所述电子线路包括用于放大所述混频射频信号的所述剩余部分的模拟放大电路。
36、根据权利要求32所述的装置，其中所述电子线路包括用于使所述混频射频信号的所述剩余部分数字化的数字转换器。
37、根据权利要求32所述的装置，其中所述电子线路设计和构造成使所述输入射频信号对所述多个电极和受试者器官之间的阻抗差的灵敏度最小化。
38、根据权利要求37所述的装置，其中所述电子线路包括至少一个差分放大器，该放大器的特征为其阻抗大于所述多个电极和受试者器官之间的所述阻抗差。
39、根据权利要求32所述的装置，其中所述电子线路包括用于进行至少一个时间微分的微分器，以提供受试者身体第一位置和第二位置之间阻抗的各导数。
40、根据权利要求39所述的装置，其中所述导数选自一阶导数和二阶导数组成的组。
41、根据权利要求39所述的装置，其中所述微分器选自数字微分器和模拟微分器组成的组。
42、根据权利要求32所述的装置，其中所述信噪比增加至少10dB。
43、根据权利要求32所述的装置，其中所述信噪比增加至少20dB。
44、一种测量受试者器官内血流的方法，该方法包括
产生输出射频信号；
向器官发射所述输出射频信号并感知器官的输入射频信号；
使所述输出射频信号和所述输入射频信号混频，从而提供指示血流的混频射频信号；以及
滤除所述混频射频信号的一部分，从而提高所述混频射频信号的剩余部分的信噪比，由此测量血流。
45、根据权利要求44所述的方法，其中所述混频包括提供射频和和射频差。
46、根据权利要求45所述的方法，其中所述滤除所述混频射频信号的所述部分是通过构造和设计成用于滤除所述射频和的低通滤波器进行的。
47、根据权利要求44所述的方法，还包括模拟放大所述混频射频信号的所述剩余部分。
48、根据权利要求44所述的方法，还包括使所述混频射频信号的所述剩余部分数字化。
49、根据权利要求44所述的方法，其中所述电子线路设计和构造成使所述输入射频信号对所述多个电极和受试者器官之间阻抗差的灵敏度最小化。
50、根据权利要求49所述的方法，其中所述电子线路包括至少一个差分放大器，该放大器的特征为其阻抗大于所述多个电极和受试者器官之间的所述阻抗差。
51、根据权利要求44所述的方法，还包括采用所述混频射频信号的所述剩余部分计算至少一个量，所述至少一个量选自每搏输出量、心输出量和脑内腔血容量和动脉血流速度组成的组。
52、根据权利要求51所述的方法，其中所述动脉血流速度选自颈外动脉血流速度、颈内动脉血流速度、尺动脉血流速度、桡动脉血流速度、肱动脉血流速度、髂总动脉血流速度、髂外动脉血流速度、胫后动脉血流速度、胫前动脉血流速度、腓动脉血流速度、外侧足底血流速度、内侧足底血流速度和深部足底血流速度组成的组。
53、根据权利要求44所述的方法，其中所述向器官发射所述输出射频信号和感知器官的所述输入射频信号通过将多个电极连接到受试者皮肤上进行。
54、根据权利要求53所述的方法，其中选择所述多个电极的数目以基本上消除所述输入射频信号中选自姿势改变效应、呼吸效应和运动效应组成的组中的至少一个效应。
55、根据权利要求53所述的方法，其中所述多个电极包括两个电极。
56、根据权利要求53所述的方法，其中所述多个电极包括三个电极。
57、根据权利要求53所述的方法，其中所述多个电极包括四个电极。
58、根据权利要求53所述的方法，其中连接所述多个电极以对通过所述电极发射的电信号具有基本上恒定的灵敏度，无论所述电极在受试者上的方位如何。
59、根据权利要求53所述的方法，其中所述多个电极的至少一部分包括至少一个细长导电材料，其构造和设计成绕在受试者外部器官的至少一部分上，从而对通过所述电极发射的电信号具有基本恒定的灵敏度，无论所述电极在所述外部器官上的方位如何。
60、根据权利要求59所述的方法，其中所述外部器官选自胸部、臀部、颈部、头部、臂部、腹部、腿和足部组成的组。
61、根据权利要求59所述的方法，其中所述外部器官选自大腿、前臂和臀肌组成的组。
62、根据权利要求44所述的方法，还包括检测受试者第一位置和第二位置之间的电压并响应所述电压产生所述输入射频信号，其中所述输入射频信号指示器官的阻抗。
63、根据权利要求62所述的方法，还包括进行至少一个时间微分，由此提供所述第一位置和所述第二位置之间所述阻抗的各导数。
64、根据权利要求63所述的方法，其中所述导数选自一阶导数和二阶导数组成的组。
65、根据权利要求63所述的方法，其中所述进行所述时间微分通过选自数字微分和模拟微分组成的组中的过程来实现。
66、根据权利要求44所述的方法，还包括采用显示设备显示血流。
67、根据权利要求66所述的方法，其中所述显示设备能够将血流显示为时间的函数。
68、根据权利要求44所述的方法，其中所述信噪比增加至少10dB。
69、根据权利要求44所述的方法，其中所述信噪比增加至少20dB。
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