CN101160091B

CN101160091B - 用于测量血流和血容量的系统、方法和设备

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Publication number: CN101160091B
Application number: CN2006800125602A
Authority: CN
Inventors: H·克伦; A·B·西蒙
Original assignee: New Leaf Capital Ltd
Current assignee: Cheetah Medicine Holdings Ltd; Cheetah Medical Inc
Priority date: 2005-02-15
Filing date: 2006-01-18
Publication date: 2010-07-14
Anticipated expiration: 2026-01-18
Also published as: US10617322B2; US20100069765A1; WO2006087696A3; CN101160091A; US8388545B2; AU2006215274A1; JP2008529708A; CA2597264A1; DK1848326T3; CA2597264C; EP1848326B1; EP1848326A2; US20130144177A1; EP1848326A4; WO2006087696A2; AU2006215274B2

Abstract

使用传输到器官的输出射频信号和从器官接收到的输入射频信号计算对象的器官内的血流的方法，方法包括确定输入射频信号相对于输出射频信号的相移且使用相移计算器官内的血流。

Description

用于测量血流和血容量的系统、方法和设备

技术领域

本发明涉及对对象的身体的电信号的测量，更特定地涉及对对象的身体的电信号的测量以确定血容量或血容量率，例如每搏输出量、心输出量、脑腔内血容量等。

背景技术

心脏疾病是现代世界的主要的致病和致死原因。一般地，心脏疾病可能由如下原因导致：(i)自主神经系统缺陷，其中来自中枢神经系统的控制心脏肌肉的脉冲不能提供正常的心率和/或(ii)心脏肌肉自身的强度不足，其中即使患者具有正常的心率，其收缩力也是不足的。无论如何，由患病的心脏供给的血量或供给率是不正常的，且已认识到的是，对患者的循环状态的估计是特别重要的。

最简单的测量，例如心率和血压可能对于许多患者是足够的，但如果存在心血管异常，则需要更详细的测量。

心输出量(CO)是在典型地为一分钟的时间间隔期间由心脏泵送的血容量。心输出量是心率(HR)和每次心搏泵送的血量，也已知为每搏输出量(SV)的乘积。例如，对于大多数成年人，每搏输出量在静止立姿时平均在60和80ml血之间。因此，每分钟80次静止心率时，静止心输出量在4.8和6.4升/分之间变化。

通常的临床问题是低血压(血压低)；这可能因为心输出量低和/或因为低的系统性脉管阻力而发生。此问题可能在大范围的患者中发生，特别是那些在重症监护或术后高依赖性单元中的患者。在这些高风险患者中，典型地建立了更详细的监测，包括经过中央静脉导管的中央静脉压的测量和经过外周动脉导管的动脉血压的连续显示。

除以上的测量外，心输出量的测量极其重要。例如，当与动脉压测量结合时，心输出量可以用于计算系统性脉管阻力。心输出量的测量对于建立患者的最初心血管状态和对于监测对多种治疗干涉的响应是有用的，治疗干涉例如有输血、影响肌肉收缩的药物的灌输、脉管活性的药物的灌输(以增加或降低系统性脉管阻力)或药理学地或通过调节起搏率来改变心率。

目前已知了数个测量心输出量的方法。一个这样的方法已知为Fick方法，该方法由Adolf Fick在1870年描述。此方法基于观察到血液在通过肺时所获得的氧量等于在呼吸期间由肺吸入的氧量，在Fick的方法中，测量了在呼吸期间由身体吸入的氧量和静脉血和动脉血之间的氧浓度的差异，且使用这些测量值来计算泵送通过肺的血量，该通过肺的血量等于心输出量。更特定地，在Fick的方法中，心输出量等于氧消耗和动静脉氧含量差之间的比值。

氧消耗典型地在口处非介入地测量，而血浓度从混合的静脉和外周动脉血图中测量。氧消耗通过测量在一定时间期间内呼出气容量和呼出气和吸入气之间的氧浓度差异导出。

Fick的方法具有许多缺点。首先，因为绕面罩或口件的泄漏，精确的收集气体是困难的，除非患者具有气管内的管。第二，对于富含氧的空气的气体的分析(如果吸入气是空气，其是简单的)是有问题的。第三，动静脉氧含量差提出了进一步的问题，问题在于必须测量混合静脉(即肺动脉)氧含量，且因此需要肺动脉导管用于获得样本，这可能导致患者的并发症。

Fick方法的原理也可以以CO₂代替氧气来应用，即通过测量CO₂消除，这可能比氧消耗更容易地确定。以Fick方法的此变化，心输出量与CO₂消除的改变除以由短暂的再呼吸期间导致的潮气末CO₂的变化成比例。这些改变由传感器完成和测量，传感器周期地添加再呼吸容量到呼吸回路中。虽然此方法改进了进行精确的气体测量的能力，但它仍受到以上限制中的大多数的影响，特别是涉及绕面罩的泄漏的限制。

另一个方法为通过提供了对多种心脏结构和功能异常的诊断和监测的经食道超声心动图(TOE)。TOE用于通过记录从血红细胞反射的超声波的多普勒偏移测量血流速度来导出心输出量。对于在特定的位置(例如左心室流出管)处的血流获得了时间速度积分，其为瞬时血流速度在一个心动周期期间的积分。时间速度积分乘以截面积和心率以得到心输出量。除非常不精确外，此方法具有如下的缺点：(i)系统可能仅由专业操作者来操作；(ii)因为系统探头的尺寸，需要重度镇静或麻醉；(iii)系统是昂贵的；和(iv)探头不能构造为在无专业操作者在场时提供连续心输出量读数。

美国专利No 6,485,431披露了相对的简单的方法，其中由压力袖带或压力计测量的动脉压用于计算平均动脉压和心脏舒张期中的动脉系统的时间常数。动脉系统的柔量然后从表格中确定且用于计算心输出量，心输出量计算为平均动脉压和柔量的乘积除以时间常数。然而，此方法是非常不精确的且其仅能提供粗略的心输出量估计。

另外的测量心输出量的方法称为热稀释法。此方法基于这样的原理，即心输出量可以从在不同温度下盐水团从血液中的稀释估计。热稀释法涉及将细导管插入到静脉内，通过心脏且到肺动脉内。安装在导管尖端上的热敏电阻感测了肺动脉内的温度。将盐水团(大约5ml的体积)迅速地通过导管内的位于心脏的右心房内或附近的开口注入。盐水与血液在心脏内混合且临时地降低右心房内的温度。同时测量两个温度：由导管上的热敏电阻传感器测量了血液温度且通过铂温度传感器典型地测量了注入的盐水的温度。心输出量与温度下降曲线下方的面积相反地相关。

将导管放置到肺动脉内是昂贵的且具有相关的风险，包括：死亡；感染；出血；心律失常；颈动脉、胸导管、腔静脉、呼吸管、右心房、右心室、二尖瓣和三尖瓣和肺动脉损伤。很少的证据表明了放置肺动脉导管改进了存活且数个证据表明了致病和致死增加。

已知为胸的电生物阻抗的非介入方法首先在美国专利No3,340,867中披露且最近开始吸引医疗界和工业界的关注[美国专利No3,340,867，4,450,527，4,852,580，4,870,578，4,953,556，5,178,154，5,309,917，5,316,004，5,505,209，5,529,072，5,503,157，5,469,859，5,423,326，5,685,316，6,485,431，6,496,732和6,511,438；美国专利申请No 20020193689]。胸的电生物阻抗方法的优点是提供了连续的心输出量测量而对患者无风险。

典型的生物阻抗系统包括在颈基部处连接到对象且围绕下胸部的圆周在剑突的高度处的圆周带电极的四端阵列。当恒定幅值的交流电流过上颈部和下胸部带电极时，与胸的电阻抗成比例(或与导纳成反比例)的电压在内部颈部和胸的带电极之间测量到。临时地与每搏输出量协调的心同步阻抗改变的部分单独地且唯一地归因于在心动周期的膨胀和收缩期间主动脉的容量改变。

现有的生物阻抗系统的主要缺点是在这样的系统中利用的生物阻抗检测器要求数个连续的放大器电路级。每个放大器电路不希望地将来自在身体部分内检测到的信号的输入噪声放大，因此必需增加测量电流的幅值以维持合理的信噪比。多放大器电路要求了印刷电路板上的大面积且利用了多个电路部件，因此增加了系统的成本和功耗。多放大器系统的复杂性降低了系统的可靠性且增加了所要求维护的频度。

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。本领域技术人员将认识到，噪声水平与带通滤波器的带宽成比例。因为目前可获得的带通滤波器典型的特征是大约5％的频率比，所以噪声的相当部分通过带通滤波器，因此被合并到半波整流电路内。此问题因在胸腔内阻抗的典型改变大约为0.1％的事实被恶化，因此导致对于这样的系统的相当低的信噪比。

在生物阻抗测量中认识到的问题是在心血管生物阻抗信号和呼吸生物阻抗信号之间的分离和区分的困难，其中呼吸生物阻抗信号典型地远大于前者。用于增加生物阻抗测量的效率的优化方法在美国专利No4,870,578中披露。在此方法中，由呼吸导致的电阻改变被与心脏电活动同步的钳位电路抑制。钳位电路被定时为在开始机械收缩期前的时间钳位测量装备内的电压到基准参考电压。在心脏的机械收缩期期间，电压钳位被释放，使得在机械收缩期期间由心脏泵送动作所导致的生物阻抗改变被测量。此方法虽然提供了一定程度的对测量效率的改进，但仍受到相当低的信噪比的影响。

另外，现有技术受到AM噪声大体上高的水平的限制，这显著地降低了提供精确测量的能力。

因此存在广泛认可的需求和高度有利具有用于测量血流的无上述限制的系统、方法和设备。

发明内容

根据本发明的一个方面，提供了使用传输到器官的输出射频信号和从器官接收到的输入射频信号计算对象的器官内的血流的方法，方法包括确定输入射频信号相对于输出射频信号的相移且使用相移计算器官内的血流。

根据以下描述的本发明的优选实施例的进一步的特征，使用相移计算血流包括使用相移和血流之间的线性关系。

根据本发明的另一个方面，提供了从传输到器官的输出射频信号和从器官接收的输入射频信号计算对象的器官内的血流的设备，设备包括用于确定输入射频信号相对于输出射频信号的相移的信号处理单元和用于使用相移计算器官内的血流的血流计算器。

根据以下描述的本发明的优选实施例的进一步的特征，血流计算器可操作以使用相移和血流之间的线性关系计算血流。

根据本明的再另一个方面，提供了用于测量对象的器官内的血流的系统，系统包括：用于生成输出射频信号的射频发生器；多个设计为可连接到对象皮肤的电极，电极用于将输出射频信号传输到器官和感测器官的输入射频信号；和用于确定输入射频信号相对于输出射频信号的相移的信号处理单元，相移代表了器官内的血流。

根据以下描述的本发明的优选实施例中的进一步的特征，信号处理单元包括设计且构造为降低或消除输入射频信号的幅值调制的包络消除单元，以提供大体上恒定包络的输入射频信号。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，信号处理单元包括：与射频发生器和多个电极的至少部分电通信的混合器，混合器设计且构造为将输出射频信号与输入射频信号混合，以提供代表了血流的混合的射频信号；和用于滤除混合的射频信号的部分的电子电路，以大体上增加混合的射频信号的剩余部分的信噪比。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括用于使用混合的射频信号的剩余部分计算至少一个量的数据处理器，该至少一个量从包括每搏输出量、心输出量、脑腔内血流和动脉血液流量的组中选择。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括与数据处理器通信的且可运行以控制对象的心率的起搏器，其中数据处理器被编程为根据该至少一个量的值对起搏器进行电子控制。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括与数据处理器通信的且可运行以向对象给药药物的药物给药装置，其中数据处理器被编程为根据该至少一个量的值对药物给药装置进行电子控制。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括与数据处理器通信的且可运行以增加心输出量的心脏辅助装置。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，心脏辅助装置包括设计且构造为限制心脏组织的部分的膨胀的强化构件，以因此增加心输出量。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极的至少部分设计且构造为具有对通过电极传输的电信号的大体上恒定的灵敏度而与电极在对象上的定向无关。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极的至少部分包括接附材料。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括与多个电极的至少部分电通信的检测器，以用于检测对象的第一位置和第二位置之间的电压且用于响应于电压生成输入射频信号，其中输入射频信号代表了器官的阻抗和/或血液动力学电抗。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括至少一个用于感测电压的传感器，该至少一个传感器设计且构造为生成其幅值是器官内、来自器官或到器官的血流的函数的信号。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路包括用于进行至少一个时间微分的微分器，以提供器官的阻抗和/或血液动力学电抗的各导数。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，微分器从包括数字微分器和模拟微分器的组中选择。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，系统进一步包括用于显示血流的显示装置。

根据本发明的再另一个方面，提供了测量对象器官内的血流的方法，方法包括：生成输出射频信号；将输出射频信号传输到器官且感测器官的输入射频信号；和确定输入射频信号相对于输出射频信号的相移且使用相移来计算器官内的血流。

根据以下描述的本发明的优选实施例中的进一步的特征，使用相移计算血流包括使用相移和血流之间的线性关系。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括降低或消除输入射频信号的幅值调制，以提供大体上恒定包络的输入射频信号。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，降低或消除幅值调制包括维持大体上恒定包络的输入射频信号的相位调制。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括将输出射频信号与输入射频信号混合，以提供代表了血流的混合的射频信号，且滤除混合的射频信号的部分以大体上增加混合的射频信号的剩余部分的信噪比。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，混合包括提供射频和与射频差。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，通过设计且构造为滤除射频和的低通滤波器来滤除混合的射频信号的部分。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括对混合的射频信号的剩余部分的模拟放大。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括对混合的射频信号的剩余部分的数字化。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括使用混合的射频信号的剩余部分计算至少一个量，该至少一个量从包括每搏输出量、心输出量、脑腔内血容量和动脉血液流量的组中选择。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，动脉血液流量从包括如下项的组中选择：外颈动脉血液流量、内颈动脉血液流量、尺动脉血液流量、桡动脉血液流量、臂动脉血液流量、髂总动脉血液流量、髂外动脉血液流量、后胫动脉血液流量、前胫动脉血液流量、腓动脉血液流量、足底外侧动脉血液流量、足底内侧动脉血液流量和足底深动脉血液流量。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括根据该至少一个量的值控制对象的心率。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，通过起搏器控制对象的心率。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括使用该至少一个量的值来选择药物的量和类型且将该量和类型的药物向对象给药。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括提供到对象心脏的部分的外科入路位置且在大的时间量上维持心脏的该部分的心脏膨胀的降低，以增加心输出量。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，通过将多个电极连接到对象的皮肤将输出射频信号传输到器官且感测器官的输入射频信号。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极的数量选择为将输入射频信号与从包括姿势改变影响、呼吸影响和运动影响的组中所选择的至少一个影响大体上分离。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极包括两个电极。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极包括三个电极。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极包括四个电极。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极连接为具有对通过电极传输的电信号的大体上恒定的灵敏度而与电极在对象上的定向无关。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，多个电极的至少部分包括设计且构造为缠绕对象的外部器官的至少部分的至少一个延长的传导材料，以具有对通过电极传输的电信号的大体上恒定的灵敏度而与电极在外部器官上的定向无关。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，外部器官从包括胸、臀、股、颈、头、臂、前臂、腹、臀肌、腿和足的组中选择。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括检测对象的第一位置和第二位置之间的电压且响应于电压生成输入射频信号，其中输入射频信号代表了器官的阻抗和/或血液动力学电抗。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括进行至少一个时间微分，以提供器官的阻抗和/或血液动力学电抗的各导数。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，导数从包括一阶导数和二阶导数的组中选择。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，时间微分的进行通过从包括数字微分和模拟微分的组中选择的过程来实现。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，方法进一步包括使用显示装置显示血流。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，显示装置能显示作为时间函数的血流。

根据本发明的另外的方面，提供了用于从传输到器官的输出射频信号和从器官接收到的输入射频信号确定对象的器官内的血流的设备，设备包括：具有设计且构造为降低或消除输入射频信号的幅值调制的包络消除单元的电子电路，以因此提供大体上恒定包络的输入射频信号；和用于使用大体上恒定包络的输入射频信号确定器官内的血流的信号处理单元。

根据在以下描述的本发明的优选实施例中的进一步的特征，信号处理单元设计且构造为确定输入射频信号相对于大体上恒定包络的输出射频信号的相移，相移代表了器官内的血流。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，包络消除单元设计且构造为维持输入射频信号的相位调制。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，包络消除单元包括限幅放大器。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，设备进一步包括用于将输出射频信号与大体上恒定包络的输入射频信号混合的混合器，以因此提供混合的射频信号。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路设计且构造为滤除混合的射频信号的部分，以大体上增加混合的射频信号的剩余部分的信噪比。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，混合器可运行以提供射频和与射频差。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路包括用于滤除射频和的低通滤波器。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路包括用于放大混合的射频信号的剩余部分的模拟放大电路。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路包括用于将混合的射频信号的剩余部分数字化的数字转换器。根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路设计且构造为最小化输入射频信号对多个电极和对象的器官之间的阻抗差的灵敏度。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，电子电路包括至少一个特征为阻抗大体上大于多个电极和对象的器官之间的阻抗差的差动放大器。

根据所描述的优选实施例中的再进一步的特征，信噪比增加至少10dB，更优选地增加至少20dB，最优选地增加至少30dB。

本发明通过提供了用于测量和/或计算血流的远超过现有技术的系统、方法和设备成功地解决了目前已知构造的缺点。

除非另外地限定，所有在此使用的技术和科学术语具有与本发明所隶属的领域的一般技术人员通常理解的含义相同的含义。虽然类似于或等价于在此描述的这些方法和材料的方法和材料可以使用在本发明的实施或测试中，但合适的方法和材料在如下描述。在冲突的情况中，专利说明书包括限定将起作用。另外，材料、方法和例子仅是示例性的而非意图为限制性的。

本发明的方法和系统的实施涉及执行或完成手动或自动或手动和自动组合地选中的任务或步骤。此外，根据本发明的方法和系统的优选实施例的实际仪器和装备，数个选中的步骤可以通过硬件、或通过在任何固件的操作系统上的软件、或通过它们的组合实施。例如，作为硬件，本发明的选中的步骤可以作为芯片或电路实施。作为软件，本发明的选中的步骤将作为被使用了任何合适的操作系统的计算机执行的多个软件指令实施。在任何情况中，本发明的方法和系统的选中的步骤将描述为由例如用于执行多个指令的计算平台的数据处理器执行。

附图说明

本发明在此仅通过例子参考附图描述。现在特别地详细参考附图，强调的是，所示出的细节仅通过例子示出且仅用于对本发明的优选实施例的示例性论述的目的，且为了提供被认为是最有用和最容易理解的描述本发明的原理和构思方面而提出。在此方面，不意图于比对本发明的基本理解所需要的更详细地示出本发明的结构细节，结合附图的描述使得本领域技术人员明白本发明的数个形式如何在实践中实施。

各图为：

图1是根据现有技术教示的常规生物阻抗系统的示意性图示；

图2是根据本发明的优选实施例的用于测量对象器官内的血流的系统的示意性图示；

图3是用于滤除信号的部分使得信号的剩余部分以大体上增加的信噪比为特征的电子电路的示意性图示；

图4a至图4h是根据本发明的优选实施例的电极(c、d、g和h)和电极所接附到的各位置(a、b、e和f)的示意性图示；

图4i至图4L是根据本发明的优选实施例的电极粘贴剂的示意性图示；

图5是根据本发明的优选实施例的用于确定对象器官内的血流的设备的示意性图示；

图6是根据本发明的优选实施例的用于计算血流的设备的示意性图示；

图7是根据本发明的优选实施例的计算血流的方法的流程图；

图8是根据本发明的优选实施例的测量在对象器官内血流的方法的流程图；

图9a是用于使用三个电极测量血流的印刷电路板的方框图；

图9b是用于使用两个电极测量血流的印刷电路板的方框图；

图9c是用于使用四个电极测量血流的印刷电路板的方框图；

图9d是用于放大射频信号的模拟放大电路的方框图；

图10a至图10b示出了血液动力学电抗改变及其测量的导数的监测结果，结果使用带有根据本发明的优选实施例构建的三个电极的原型系统获得，用于确定每搏输出量和心输出量的目的；

图10c示出了使用常规(现有技术)系统获得的ECG信号、生物阻抗改变、其一阶导数和二阶导数的监测结果；

图11a至图11b示出了使用为测量脑腔内血容量改变和流量的目的而构建的带有两个电极的原型系统所获得的血液动力学电抗改变及其测量的导数的监测结果；

图12a示出了使用根据本发明的优选实施例的用于确定每搏输出量和心输出量的目的而构建的带有四个电极的原型系统所获得的血液动力学电抗改变及其测量的导数的监测结果；

图12b示出了根据本发明的优选实施例的由ECG(两个导线)获得的数据，血液波前(左和右)和包括其一阶导数和二阶导数的CO信号之间的比较；和

图13示出了使用为测量脑腔内血容量改变和流量的目的带有四个电极的原型系统所获得的血液动力学电抗改变及其测量的导数的监测结果。

具体实施方式

本发明是用于测量对象的器官内的血流的系统、方法和设备，它可以用于确定许多与血流相关的参数，以用于医疗诊断和/或治疗的目的。特别地，本发明可以用于确定每搏输出量、心输出量、脑腔内血容量和身体的例如但不限制于胸、臀、股、颈、头、臂、前臂、腹、臀肌、腿和足内的动脉的其他动脉内的血流。

为更好地理解本发明的目的，如在附图的图2至图9b中图示，首先参考用于确定血流的常规(即现有技术)系统的构造和运行，如在图1中图示。

在详细解释本发明的至少一个实施例前，需要理解的是，本发明在其应用中不限制于在如下描述中阐述或在附图中图示的部件的结构和布置细节。本发明可以具有其他实施例或以多种方式实施或获得。也需要理解的是，本文中使用的措辞和术语用于描述的目的且不应认为是限制性的。

现在参考附图，图1图示了一般地在此称为系统10的常规系统，系统10包括射频发生器12以响应于周期性控制输入信号生成周期性高频电流输出。系统10进一步包括输出点电极14以承载从射频发生器12输出的电流。电极14连接到在心脏上方和下方的人体13的位置。在图1中示出了连接到两对位置的两个输出点电极，即第一对A和第二对D，因此形成了电极的四端阵列。由射频发生器12生成的电流在位置对A和D之间流动且因为身体13的阻抗导致了在段A-D上的电压降。

系统10进一步包括电生物阻抗检测器15和四个附加电极以用于检测标识为B和C的两个附加位置对之间的电压信号，两个附加位置对分别在对A和D附近，且类似于电极14形成了电极的四端阵列。生物阻抗检测器15通过两个输入点电极17连接到身体13。检测器15响应于由电极17接收到的电压信号生成代表了段B-C的阻抗的输出信号。

电压信号与周期性电流的幅值成比例且也与在对A和D(或对B和C)之间的组织的电生物阻抗成比例。

射频发生器典型地生成幅值为数个毫安培均方根且频率为数十个千赫的高频电流。

电压信号的幅值通过身体段内电导率的改变而被调制。在胸腔内，这样的改变的原因是胸腔内的血容量的改变和在主要动脉内红血球作为血流速度的函数的定向。电压信号调制包络是由姿态、呼吸、心动周期、运动伪影和电噪声的改变所导致的电导率改变的叠加和。

因此通过测量阻抗改变ΔZ和由此计算血流来确定血流。系统10和类似现有技术系统的测量血流的能力取决于数个假定，这些假定建立了血流对阻抗Z依赖性的模型。更特定地，假定胸腔阻抗的改变是因为血流的搏动性属性且可以忽略换气(胸尺寸改变)的影响。

进一步假定所有阻抗改变是因为主动脉血容量的变化，而忽略肺循环且将静脉回流考虑为常数。因此，总阻抗Z典型地接近Z＝ρL/A，其中ρ是血液电阻率，L是电极之间的距离且A是其截面积。假定主动脉具有圆柱形形状且血液电阻率改变小，则主动脉容量V的时间依赖性可以写为V(t)＝ρL²/Z(t)，其中Z(t)＝ρL/A(t)。然而，被认为的是，Z(t)的明显时间依赖性的非侵入性测量是不可实现的，且仅能测量静态胸腔阻抗Z₀。

在如下假定下，即：(i)血液的电阻率类似于胸腔组织的电阻率和(ii)胸腔具有带与主动脉平行的单一的室的圆柱形形状，Z₀满足1/Z₀＝1/Z_c+1/Z_α，其中Z_c和Z_α分别是胸腔和主动脉的阻抗。进一步假定|Z₀-Z_c|＜1％，则主动脉容量的搏动改变ΔV容量改变可以近似为ΔV＝ρL²/Z₀ ²ΔZ。因为ΔV和每搏输出量SV之间的关系取决于血液净通量(SV＝V₀+输入流-输出流)，所以必须建立另外的模型以外推SV。这些模型可以包括主动脉瓣膜关闭的独立评估或代入主动脉阻抗的最大时间导数(dZ/dt)_max和心脏收缩期喷出时间T到ΔV的导数中：SV＝d(ΔV)/dt＝ρL²/Z₀ ²T(dZ/dt)_max。

阻抗的时间导数与阻抗改变ΔZ成比例。然而，典型地，阻抗改变的值ΔZ在幅值上小于阻抗的值Z为2至4个数量级，因此因信噪比而影响测量质量。接收到的信号的噪声含量可以通过使用一个或多个滤除了低阈值以下和高阈值以上的频率的带通滤波器降低。然而，已知的带通滤波器的效率不足且导致的信号仍具有合并在其内的很大量的噪声含量。

另外，以上用于计算SV的公式包括许多取决于测量的系数，这些系数有助于加剧总测量误差。特别地，在静态阻抗Z₀的测量、电极之间的距离L和/或心脏收缩期喷出时间T中的误差显著地增加了每搏输出量的不确定性。

再另外地，由通过系统10和其他现有技术系统进行的阻抗测量受到相当大的AM噪声的影响，这进一步增加了每搏输出量的不确定性。

本实施例通过提供了在此一般地称为系统20的用于测量对象的器官内的血流的系统成功地克服了以上缺点。

现在参考图2，图2是根据本发明的优选实施例的系统20的示意性图示。系统20优选地包括用于生成输出射频信号的射频发生器22。发生器22可以实施为任何射频发生器，例如但不限制于系统10的射频发生器12。系统20进一步包括连接到对象21的皮肤的多个电极25。电极25传输由发生器22生成的输出射频信号24且感测源自对象21的器官的输入射频信号26。

系统20优选地包括信号处理单元23以用于确定信号26相对于信号24的相移Δ

。本发明的发明人发现，从器官接收到的输入信号相对于由发生器22生成的输出信号的相移指示了器官内的血流。因此，根据本发明的本优选实施例，使用相移确定血流。

使用Δ

来确定血流的优点是，与其中使用阻抗的现有技术的确定技术(如以上的系统10)相比，血流和Δ

之间的关系取决于更少的依赖于测量的量。特别地，本发明的发明人发现，在Δ

和血流之间存在线性关系，其中比例系数包括心脏收缩期喷出时间T。例如，每搏输出量SV可以使用关系式SV＝const.×T×Δ

来计算，且心输出量CO可以使用关系式CO＝const.×T×Δ

×HR来计算，其中HR是对象的心率(例如以每分钟搏动次数为单位)，且“const.”是常数，它例如可以使用标定曲线来确定。如本领域技术人员将认识到，L和Z₀从用于SV和CO的公式中的消失显著地降低了所获得的值中的不确定性，因为不存在在所获得的值和与L和Z₀的测量相关的误差之间的牵连。

根据本发明的优选实施例，信号处理单元23包括包络消除单元35，该单元35降低或更优选地消除了信号26的幅值调制。选择地且优选地，单元35维持了信号26的相位调制。由单元23生成的信号在图2中以数字26’标出。到包络消除单元35的输入(信号26)典型地承载了很大的量的AM噪声，其可以非限制地描述为信号v₂₆＝v(t)cos(wt+

(t))，该信号包含了相位和幅值调制。根据本发明的优选实施例，单元35生成具有大体上恒定包络的信号(信号26′)，例如v₂₆′＝v₀cos(wt+

(t))，其中v₀大体上是常数。信号26′因此代表了信号26的相位(或频率)调制。例如可以使用放大了信号26且限制了信号26的幅值使得去除了幅值调制的限幅放大器来形成信号26′。去除幅值调制的优点是，这允许了更好地确定输入和输出信号之间的相移Δ

。

可以对从器官接收到的射频信号的谱的任何频率成分确定相移。例如，在一个实施例中，相移优选地从基频成分确定，在另一个实施例中，相移优选地从二次频率成分中确定，等。替代地，相移可以使用数个频率成分确定，例如使用适当的平均算法。

处理单元23优选地包括混合器28，混合器与发生器22和电极25的至少部分电通信，用于将信号24和信号26′混合以提供指示了血流的混合的射频信号30。取决于可以在混合前进行的选择的模拟处理过程(例如放大)，信号24和26′可以通过多于一个的通道输入到混合器28内。

例如，在一个实施例中，信号24和26可以从用于传输信号到电极25和从电极25传输信号的端子直接输入到混合器28。在另一个实施例中，信号26可以经由设计为处理信号26的另外的单元27输入。在另外的实施例中，信号24可以从生成器22输入，其中在混合前进行某些模拟处理过程。

混合器28可以是任何已知的射频混合器，例如但不限制于双平衡射频混合器和非平衡射频混合器。根据本发明的优选实施例，混合的射频信号30包括多个射频信号，在一个实施例中多个射频信号可以是射频和与射频差。例如可以通过选择混合器28使得信号24和信号26相乘而实现射频和与射频差。因为两个频率之间的相乘等价于频率和与频率差，所以混合器28输出的信号包括希望的射频和与射频差。

本领域一般技术人员将认识到，产生射频和与射频差的优点在于，尽管射频和包括代表了血流的信号和相当量的电噪声，但射频差近似地无噪声。

因此，本发明提供了用于最小化与这样的所涉及测量相关的电噪声的有效的技术，其中在幅值上关心的影响比测量的量小大约2至4个数量级。

根据本发明的优选实施例，系统20进一步包括滤除了信号30的部分的电子电路32，使得信号30的剩余的部分31的特征是具有大体上增加的信噪比。

现在参考图3，图3是电路32的示意性图示。根据本发明的优选实施例，电路32包括低通滤波器34以滤除信号30的高频成分。低通滤波器34在其中混合器28输出和与差的实施例中是特别地有用的，其中低通滤波器滤除射频和且留下射频差，该射频差如所述近似地无噪声。

低通滤波器34可以根据使用系统20的特定的系统的射频差来设计且构造。滤波器34的明智的设计大体上降低了剩余部分31的噪声成分。例如在常规的生物阻抗系统中，接收到的信号的大量噪声合并到剩余信号内，因此该剩余信号的特征是大约2千赫的带宽。本发明的发明人已发现，通过包括输出射频信号24且通过将其与输入射频信号26混合，在作为结果的信号内的噪声的特征是其带宽为常规系统的噪声带宽以下至少一个幅值数量级。

根据本发明的优选实施例，混合器28和电路32设计且构造为增加信噪比至少20dB，更优选地增加25dB，最优选地增加30dB。

电路32优选地包括用于放大信号30的剩余部分31的模拟放大电路36。模拟放大电路36的构造和设计不受限制，只要电路36能放大信号31。放大电路36的非限制性例子在下文中在随后的例子部分中进一步详述。

根据本发明的优选实施例，电路32进一步包括用于将信号31数字化的数字转换器38。信号31的数字化对于例如通过微处理器对数字化信号的进一步的数字处理是有用的。

另外地且优选地，电路包括用于对所测量的阻抗进行至少一次时间微分的微分器40(数字微分器或模拟微分器)，以获得阻抗和/或血液动力学电抗的各导数(例如一阶导数、二阶导数等)。微分器40可以包括任何已知的能进行模拟或数字微分的电子功能件(例如芯片)。阻抗的时间导数例如对于测量每搏输出量或心输出量是有用的，如进一步在后文中详述。

现在再次参考图2，根据本发明的优选实施例，系统20进一步包括用于使用信号31计算至少一个量的数据处理器42。可以计算许多与血容量相关的量，例如但不限制于每搏输出量、心输出量和脑腔内血容量。系统20可以进一步包括用于显示优选地作为时间函数的血流和其他信息的显示装置49。

根据本发明的优选实施例，系统20进一步包括用于检测由电极25的位置所限定的对象的身体的部分上的电压降的检测器29。响应于检测到的电压，检测器29优选地生成代表了身体的相应部分的阻抗的信号。在此实施例中，每搏输出量可以使用(dZ/dt)_max来计算，如在上文中进一步详述。已知每搏输出量，则通过将每搏输出量与对象的心率相乘而计算出心输出量。更优选地，检测器29生成代表了血液动力学电抗X的信号。

如在此所使用，“血液动力学电抗”指阻抗的虚部。用于从总阻抗中获取虚部的技术在本领域中已知。典型地，这样的获取在硬件层面上进行，但本发明的范围中不排除在软件层面上的算法使用。如本领域一般技术人员所认识到，血液动力学电抗可以用于确定前述的相移Δ

。

由系统20提供的血流的确定可以用于诊断和治疗。因此，根据本发明的优选实施例，系统20可以进一步包括与数据处理器42通信的起搏器44。在此实施例中，数据处理器42优选地被编程为根据计算出的量对起搏器44电子控制。例如，在一个实施例中，数据处理器42计算了心输出量且将信号发送到起搏器44，起搏器44大体上实时地控制对象21的心率，以改进心输出量。

另外地或替代地，系统20也可以包括优选地构建且设计为增加心输出量的心辅助装置48。心辅助装置在本领域中是已知的，且典型地包括限制心脏组织的部分膨胀的强化构件，使得心输出量增加。在此实施例中，数据处理器42优选地编程为根据计算的心输出量对装置48电子控制，使得由系统20自动地进行心输出量的确定和改进。

根据本发明的优选实施例，系统20可以包括与数据处理器42通信的药物给药装置46。装置46用于向对象21给药。在此实施例中，数据处理器42优选地编程为根据计算的量的值对装置46电子控制。例如，如果计算的量是脑腔内血容量，则取决于血容量的值，数据处理器42向装置46发送信号且因此控制向对象21给药的药物的量和/或类型。

连接到对象21的电极的个数优选地选择为使得大体上将输入射频信号与例如但不限制于姿态改变影响、呼吸影响、运动影响等不希望的影响分离。

对于任何个数的根据本发明的优选实施例使用的电极，电极的至少部分被设计且构造为具有对通过电极传输的电信号的大体上恒定的灵敏度而与电极在对象上的定向无关。

现在参考图4a至图4h，这些图是根据本发明的优选实施例的电极25(图4c、图4d、图4g和图4h)和电极25所接附到的各位置(图4a、图4b、图4e和图4f)的示意性图示。图4c和图4g示出了电极25的内侧，且图4d和图4h示出了电极25的外侧。

因此，电极25优选地包括设计且构造为缠绕外部器官的至少部分的至少一个延长的传导材料50，外部器官例如可以是胸、臀、股、颈、头、臂、前臂、腹、臀肌、腿、足等。选择地，电极25也可以包括接附材料52(例如维可牢尼龙搭扣、胶等)，以便于电极25到对象21的接附。

认识到的是，例如在生物阻抗系统(例如见图1)中使用的常规的点电极对于电极所接附到的特定的位置敏感。此灵敏度在其中信噪比固有地小且由这样的伪影导致的波动可能与被测量的整个效果可比较的生物阻抗系统中是特别地不利的。进一步认识到的是，与对小位移的灵敏度相关的问题在点电极个数增加时恶化。特别地，对于图1的四端阵列存在八个点电极，点电极的每个有助于对小位移的灵敏度，因此增加了最终测量值的不确定性。

根据本发明的本优选实施例，使用电极25的优点在于，从对象21的身体接收到的信号不依赖于电极的小位移。另外，如在下文中进一步详述，所使用的电极的个数大体上小于在常规系统中所使用的个数。将认识到的是，更少个数的电极(i)降低了不确定性因素；(ii)更容易接附；和(iii)对于患者更舒适。

参考图4a，在一个实施例中，一个电极接附到对象21的颈部且两个电极接附到心脏下方。此实施例例如可以用于测量和确定每搏输出量和心输出量。然而，应理解的是，对于确定每搏输出量和心输出量的目的不排除其他构造。特别地，可以使用两个电极。然而，本发明的发明人发现，使用三个电极的运动影响比使用两个电极的运动影响更不明显。在此实施例中使用的优选的电极在图4c(内侧)和图4d(外侧)中示出。

参考图4b，在另一个实施例中，两个电极接附到对象21的颈部且两个电极接附到心脏下方。此实施例例如用于测量和确定每搏输出量和心输出量。如在随后的例子部分中论证，使用四个电极时结果的质量显著地提高。在此实施例中使用的优选的电极在图4c(内侧)和图4d(外侧)中示出。

参考图4e至图4h，在另外的实施例中，形成在单个的延长带上的两个电极可以用于确定脑腔内血容量的目的。特别地，如在图4e中示出，单独的带(因此，两个电极)可以绕对象21的前额缠绕，或替代地和优选地，两个带(因此，四个电极)可以绕对象21的前额邻近地缠绕。

应理解的是，本发明不排出任何个数的电极或连接构造。例如，可以以任何组合使用在图4c至图4d中示出的电极、在图4g至图4h中示出的电极或任何其他电极，以测量身体的任何动脉内的血流，例如但不限制于外颈动脉、内颈动脉、尺动脉、桡动脉、臂动脉、髂总动脉、髂外动脉、后胫动脉、前胫动脉、腓动脉、足底外侧动脉、足底内侧动脉和足底深动脉。

当系统20与其他系统一起使用时，希望最小化由电极25所占据的面积以不干涉其他系统的运行。例如，在重症监护单元中，对象经常连接到ECG导线、动脉管、中央静脉管、脑干诱发响应装备、胸管、GI管、静脉内管等。在这样的或类似的情况中，系统20优选地包括更小的电极，电极在图4i至图4L中图示。

图4i至图4j示出了根据本发明的优选实施例的可用于传输和感测射频信号的粘贴剂的背侧(图4i)和前侧(图4j)。粘贴剂包括在其间固定且预先确定距离的电触点45，因此降低了可变电极间距离对测量的任何影响。

图4K至图4L示出了另一个粘贴剂的前侧(图4K)和背侧(图4L)，除去因为在粘贴剂上的电触点由内部线47互连而使图4K至图4L的粘贴剂可以使用单个的线连接到系统20外，该另一个粘贴剂类似于在图4i至图4j中示出的粘贴剂。

根据本发明的另一个方面，提供了用于确定对象的器官内的血流的设备，一般地在此称为设备60。设备60具有提高了信噪比的特性，且因而设备60可以与任何血流测量系统，例如系统20组合使用。

现在参考图5，图5是设备60的示意图。设备60优选地包括具有包络消除单元(例如单元35)的电子电路，用于降低或消除输入射频信号的幅值调制，如在上文中进一步详述。设备进一步包括用于确定器官内血流的信号处理单元(例如单元23)。根据本发明的优选实施例，信号处理单元确定输入信号相对于输出信号的相移，如在上文中进一步详述。

设备60可以进一步包括用于将信号24和信号26′混合的混合器28，以提供混合射频信号，如在上文中进一步详述。如在图5中图示，信号24和26可以输入到混合器28，直接从用于将信号传输到器官和从器官传输的端子输入或经由单元22输入。设备60的电子电路优选地滤除了混合射频信号的部分，使得信号的剩余部分的特征是大致增加的信噪比，如上文中详述。

根据本发明的另外的方面，提供了用于从输出和输入射频信号计算对象的器官内血流的设备90。

现在参考图6，图6是设备90的简化的图示。设备90优选地包括信号处理单元(例如单元23)以用于确定输入射频信号相对于输出射频信号的相移，和包括血流计算器92，血流计算器92使用相移计算了血流。计算器92优选地使用血流和相移之间的线性关系计算血流，如在上文中进一步详述。

根据本发明的再另一个方面，提供了计算血流的方法。方法包括在图7的流程图中图示的如下步骤。在由方框94标识的方法的第一个步骤中，确定输入信号相对于输出信号的相移，且在由方框96标识的第二步骤中，使用相移计算血流，例如使用相移和血流之间的线性关系。

根据本发明的再另一个方面，提供了测量对象的器官内的血流的方法，方法包括在图8的流程图中图示的如下步骤。因此，在由方框72标识的第一步骤中，例如由射频发生器生成了输出射频信号。在由方框74标识的第二步骤中，将输出射频信号传输到器官且例如通过电极阵列感测器官的输入射频信号。

在由方框75标识的第三步骤中，确定输入信号相对于所述的输出信号的相移且将相移用于计算血流，如在上文中进一步详述。在图8中由方框76和方框78标识的选择性步骤中，输出射频信号和输入射频信号被混合(方框76)以提供混合信号，且混合信号的部分被滤除(方框78)，以大体上增加混合信号的剩余部分的信噪比，如在上文中进一步描述。

根据本发明的优选实施例，方法可以进一步包括如下选择性步骤，其中每个选择性步骤可以独立于其他的选择性步骤以任何组合或次序进行。因此，在一个选择性步骤中，混合的射频信号的剩余部分被模拟地放大；在另一个选择性步骤中，混合的射频信号的剩余部分被数字化；在另一个选择项步骤中，计算至少一个量(例如每搏输出量、心输出量和脑腔内血容量)；在再另一个步骤中，进行至少一个时间微分，如在上文中进一步详述。

如下是可以用于以上描述的实施例的选择步骤和部分的技术优选值。

如在此所使用，术语“大约”指±10％。

输出射频信号在频率上优选地从大约10KHz至大约200KHz，且在幅值上从大约10mV至大约50mV；输入射频信号在频率上优选地大约70KHz，且在幅值上优选地大约20mV；由本实施例可测量的典型阻抗从大约25欧姆至大约35欧姆；作为结果的本实施例的信噪比至少为40dB；低通滤波器34的特征优选地为截止频率大约35Hz且数字转换器38优选地以大约1000样本每秒的采样率对信号采样。

本发明的另外的目的、优点和新颖的特征将在解释如下的例子中对本领域一般技术人员变得显见，这些例子不意图为限制性的。另外，本发明的如在上文中描绘的和如在以下的权利要求书部分中要求的多种实施例和方面的每个在如下的例子中具有试验支持。

例子

现在参考如下例子，如下例子与以上的描述一起以非限制性方式例示了本发明。

构建了根据以上描述的用于测量对象的器官内的血流的系统的原型。

原型系统包括：

(a)生成频率为70KHz且幅值为20mV的输出射频信号的自制射频发生器；

(b)如在图4b、图4c、图4e和图4f中描述的多个电极；和

(c)从Mini-Circuits购买的双平衡混合器，用于提供如以上详述的射频和与射频差。

原型系统进一步包括形成在印刷电路板内的电子电路。设计且制造了数个电子电路，以研究结果质量、电子电路设计和电极个数之间的相关性。在图9a至图9d中示意性地图示了多种电子电路。

图9a示出了待与三个电极一起使用的电子电路的方框图(见如下例1中的心输出量测量结果)。在图9a中，电极导线标识为E₁、E₂和I₁，其中由射频发生器(标识为OSC)生成的输出射频信号通过E₁和E₂输出，且身体的测量的输入射频信号通过I₁输入。

输入信号被引导通过差动放大器G₁、带通滤波器BPF和差动放大器G₂。输入信号被引导通过差动放大器G₃、带通滤波器BPF和包络消除单元EEU。EEU从输入信号消除了幅值调制。输入信号和输出信号通过混合器DMB混合，以如所述形成频率和与频率差。低通滤波器LPF滤除频率和且作为结果的信号(承载了频率差)进一步通过另外的差动放大器G₅、G₆和G₇放大。一旦放大，则信号通过模数数字转换器被数字化且经由USB通信接口通向处理和显示单元。

图9b示出了待与如下例2中的两个脑腔内血容量测量电极一起使用的电子电路的方框图。因为仅存在两个电极，所以E₂和I₁组合到单个的导线I₁。

因此，输出信号被引导通过差动放大器G₁、带动滤波器BPF和差动放大器G₂。输入信号被引导通过差动放大器G₂、带通滤波器BPF和包络消除单元EEU，EEU从输入信号消除幅值调制。输入和输出信号通过混合器DMB混合，以形成频率和与频率差。低通滤波器LPF滤除频率和且作为结果的信号进一步被另外的差动放大器G₄、G₅和G₆放大。如同三个电极的情况，信号通过模数数字转换器被数字化且经由USB通信接口通向处理和显示单元。

图9c示出了待与四个电极一起使用的电子电路的方框图(见如下的例3中的心输出量测量结果和例4中的脑腔内血容量测量结果)。四个导线标识为E₁、E₂、I₁和I₂，其中由射频发生器OSC生成的输出信号通过E₁和E₂输出，且身体的测量的输入射频信号通过I₁和I₂输入。另外，四个导线E₁、E₂、I₁和I₂通过标识为C₁、C₂、C₃和C₄的电容器连接到身体。

图9c的电路的原理类似于带有三个电极的图9a的电路的原理。图9c的电路的优点是使用了输入导线I₁和I₂(如与图9a的一个输入导线I₁相对比)，电极和身体之间的阻抗差的影响可以被最小化。特别地，电压降I₁和I₂的影响通过差动放大器G₃的特征阻抗被控制，该特征阻抗选择为足够大，使得任何因为身体和电极之间的接触的阻抗改变与G₃的阻抗相比可以忽略。

图9d示出了用于在低通滤波而滤除射频和后放大射频信号的模拟放大电路的方框图。

例1

使用三个电极的每搏输出量和心输出量测量

三个电极连接到人体对象，如在图4a中示出。血液动力学电抗被测量且用于确定和监测(i)每搏输出量；和(ii)心输出量。

图10a至图10b示出了使用原型系统(使用图9a的电路)在250ms/div的时间尺度上获得的监测结果。在图10a至图10b的每个图中显示了两个波形，即血液动力学电抗改变和它的测量时间导数。在图10b中示出的波形与在图10a中示出的波形相比相反放大。

为比较，图10c示出了使用常规系统(GE/Cardiodynamic)获得的监测结果。在图10c中显示的波形从顶部到底部是ECG信号、生物阻抗改变ΔZ、ΔZ的一阶导数dZ/dt和二阶导数d² _Z/d² _t。

本发明(图10a至图10b)比常规系统(图10c)的信噪比改进是明显的。在原型系统中，信噪比为50dB，而在常规系统中信噪比为20dB。

例2

使用两个电极的脑腔内血容量改变和流量测量

两个电极连接到人体对象，如在图4e中示出。血液动力学电抗被测量且用于确定和监测脑腔内血容量改变和流量。

图11a至图11b示出了使用原型系统(使用图9b的电路)在250ms/div的时间尺度上获得的监测结果。在图11a至图11b的每个图中显示了两个波形，即血液动力学电抗改变和它的测量的导数，其中在图11b中，血液动力学电抗改变曲线的垂直尺度比图11a中相应曲线大两倍。

如在图11a至图11b中示出，对于两个量获得了50dB的良好的信噪比。本例的曲线与例1相比获得了更尖的峰。此现象与生理发现一致，根据此发现，在脑内的血流阻力大体上低于在胸腔内的阻力。因此，与胸腔相比，在脑内在对血流改变的响应中仅具有小的延迟。对血流的快速响应被测量到的量证明，因此在图11a至图11b的曲线中具有尖峰。

例3

使用四个电极的每搏输出量和心输出量测量

四个电极连接到人体对象，如在图4b中示出。血液动力学电抗被测量且用于确定和监测(i)每搏输出量；和(2)心输出量。

图12a示出了使用原型系统(使用图9c的电路)在500ms/div的时间尺度上获得的监测结果。在图12中显示了两个波形，即血液动力学电抗改变和它的测量的时间导数。

图12b示出了根据本发明的实施例从相移Δφ计算的CO信号和从其他通道获得的数据之间的比较。图12b从顶部到底部以时间函数示出了：ECG导线I(在图12b中标识为I)、ECG导线II(标识为II)、左血液波前(L)、右血液波前(R)、CO信号(N)、CO信号的一阶导数(dN)和CO信号的二阶导数(ddN)。如在图12b中示出，本发明的实施例提供了高质量的信号，该信号具有提高的信噪比且指示了血流。

对比图12a至图12b与图10a至图10b，四个电极(和图9c中的电子电路)的使用显著地改进了结果的质量。

例4

使用四个电极的脑腔内血容量改变和流量测量

两个电极连接到人体对象，如在图4f中示出。血液动力学电抗被测量且用于确定和监测脑腔内血容量改变和流量。

图13示出了使用原型系统(使用图9c的电路)在500ms/div的时间尺度上获得的监测结果。在图13中显示了两个波形，即血液动力学电抗改变和它的测量的导数。

如在图13中示出，对于两个量获得了50dB的良好的信噪比。如在以上的例3中，在图13和图9a至图9b之间的对比揭示了本例(四个电极和图9c中的电路)比例2(两个电极和图9b中的电路)的显著改进。

认识到的是，本发明的某些特征为清晰起见在分开的实施例的上下文中描述，这些特征也可以组合地提供在单个的实施例中。相反地，本发明的多种特征为简化期间在单个的实施例的上下文中描述，这些特征也可以分开地或以任何合适的子组合提供。

虽然本发明已结合其特定的实施例描述，但许多替代、修改和变化将对于本领域技术人员是显见的。因此，意图于包括所有这样的落入附带的权利要求书的精神和范围内的替代、修改和变化。在此说明书中提及的所有公开物、专利和专利申请通过参考到本说明书内被完整地合并，合并的程度到如同每个单独的公布物、专利或专利申请特别地且单独地指示为在此通过参考合并。另外，在本申请中的任何参考的引用或识别不应解释为允许这样的参考可用作本发明的现有技术。

Claims

1.一种使用传输到器官的输出射频电流信号和从器官接收到的输入射频信号计算对象的器官内的血流的方法，该方法包括确定输入射频信号相对于输出射频电流信号的相移且使用所述的相移计算器官内的血流，其中所述计算基于所述相移和血流之间的线性关系。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述的线性关系的比例系数包括对象心脏的心脏收缩期喷出时间。

3.一种用于从传输到器官的输出射频电流信号和从器官接收的输入射频信号计算对象的器官内的血流的设备，该设备包括用于确定输入射频信号相对于输出射频电流信号的相移的电流信号处理单元和用于使用所述相移计算器官内的血流的血流计算器，其中所述的血流计算器能够运行以使用所述的相移和血流之间的线性关系来计算血流。

4.根据权利要求3所述的设备，其中所述的线性关系的比例系数包括对象心脏的心脏收缩期喷出时间。

5.一种用于测量对象的器官内的血流的系统，该系统包括：

用于生成输出射频信号的射频发生器；

多个设计为能够连接到对象皮肤的电极，所述的电极用于将输出射频信号传输到器官和感测器官的输入射频信号；

用于确定所述的输入射频信号相对于所述的输出射频信号的相移的信号处理单元，所述的相移代表了器官内的血流；和

使用所述相移来计算器官内的血流的血流计算器，其中所述血流计算器能够运行以使用所述相移和血流之间的线性关系来计算血流。

6.根据权利要求5所述的系统，其中所述信号处理单元包括设计且构造为降低或消除所述的输入射频信号的幅值调制的包络消除单元，以提供恒定包络的输入射频信号。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述的包络消除单元设计且构造为维持所述的输入射频信号的相位调制。

8.根据权利要求6所述的系统，其中所述的包络消除单元包括限幅放大器。

9.根据权利要求5所述的系统，其中所述的信号处理单元包括：

与所述的射频发生器和所述的多个电极的至少部分电通信的混合器，所述的混合器设计且构造为将所述的输出射频信号与所述的输入射频信号混合，以提供代表了血流的混合的射频信号；和

用于滤除所述的混合的射频信号的部分的电子电路，以增加所述的混合的射频信号的剩余部分的信噪比。

10.根据权利要求9所述的系统，其中所述的混合器能够运行以提供射频和与射频差。

11.根据权利要求10所述的系统，其中所述的电子电路包括用于滤除所述的射频和的低通滤波器。

12.根据权利要求9所述的系统，其中所述的电子电路包括用于放大所述的混合的射频信号的所述的剩余部分的模拟放大电路。

13.根据权利要求9所述的系统，其中所述的电子电路包括用于将所述的混合的射频信号的所述的剩余部分数字化的数字转换器。

14.根据权利要求9所述的系统，其中所述的电子电路设计且构造为最小化所述的输入射频信号对所述的多个电极和对象的器官之间的阻抗差的灵敏度。

15.根据权利要求14所述的系统，其中所述的电子电路包括至少一个特征为其阻抗大于所述的多个电极和对象的器官之间的所述的阻抗差的差动放大器。

16.根据权利要求9所述的系统，进一步包括用于使用所述的混合的射频信号的所述的剩余部分计算至少一个量的数据处理器，所述的至少一个量从包括每搏输出量、心输出量、脑腔内血流和动脉血液流量的组中选择。

17.根据权利要求16所述的系统，其中所述的动脉血液流量从包括如下项的组中选择：外颈动脉血液流量、内颈动脉血液流量、尺动脉血液流量、桡动脉血液流量、臂动脉血液流量、髂总动脉血液流量、髂外动脉血液流量、后胫动脉血液流量、前胫动脉血液流量、腓动脉血液流量、足底外侧动脉血液流量、足底内侧动脉血液流量和足底深动脉血液流量。

18.根据权利要求16所述的系统，进一步包括与所述的数据处理器通信且能够运行以控制对象的心率的起搏器，其中所述的数据处理器被编程为根据所述的至少一个量的值对所述的起搏器进行电子控制。

19.根据权利要求16所述的系统，进一步包括与所述的数据处理器通信且能够运行以向对象给药药物的药物给药装置，其中所述的数据处理器被编程为根据所述的至少一个量的值对所述的药物给药装置进行电子控制。

20.根据权利要求16所述的系统，进一步包括与所述的数据处理器通信且能够运行以增加所述的心输出量的心脏辅助装置。

21.根据权利要求20所述的系统，其中所述的心脏辅助装置包括设计且构造为限制心脏组织的部分的膨胀的强化构件，以因此增加心输出量。

22.根据权利要求9所述的系统，其中所述的多个电极的个数选择为将所述的输入射频信号与从包括姿势改变影响、呼吸影响和运动影响的组中所选择的至少一个影响分离。

23.根据权利要求9所述的系统，其中所述的多个电极包括两个电极。

24.根据权利要求9所述的系统，其中所述的多个电极包括三个电极。

25.根据权利要求9所述的系统，其中所述的多个电极包括四个电极。

26.根据权利要求9所述的系统，其中所述的多个电极的至少部分设计且构造为具有对通过所述的电极传输的电信号的恒定的灵敏度而与所述的电极在对象上的定向无关。

27.根据权利要求9所述的系统，其中所述的多个电极的至少部分包括设计且构造为缠绕对象的外部器官的至少部分的至少一个延长的传导材料，以具有对通过所述的电极传输的电信号的恒定的灵敏度而与所述的电极在所述的外部器官上的定向无关。

28.根据权利要求27所述的系统，其中所述的多个电极的至少部分包括接附材料。

29.根据权利要求27所述的系统，其中所述的外部器官从包括胸、臀、股、颈、头、臂、腹、腿和足的组中选择。

30.根据权利要求9所述的系统，进一步包括与所述的多个电极的至少部分电通信的检测器，以用于检测对象的第一位置和第二位置之间的电压，且用于响应于所述的电压生成所述的输入射频信号，其中所述的输入射频信号代表了器官的阻抗和/或血液动力学电抗。

31.根据权利要求30所述的系统，进一步包括至少一个用于感测所述的电压的传感器，所述的至少一个传感器设计且构造为生成其幅值是器官内、来自器官或到器官的血流的函数的信号。

32.根据权利要求30所述的系统，其中所述的电子电路包括用于进行至少一个时间微分的微分器，以提供器官的所述的阻抗和/或血液动力学电抗的各导数。

33.根据权利要求32所述的系统，其中所述的导数从包括一阶导数和二阶导数的组中选择。

34.根据权利要求32所述的系统，其中所述的微分器从包括数字微分器和模拟微分器的组中选择。

35.根据权利要求9所述的系统，进一步包括用于显示血流的显示装置。

36.根据权利要求35所述的系统，其中所述的显示装置能显示作为时间函数的血流。

37.根据权利要求9所述的系统，其中所述的信噪比增加至少10dB。

38.根据权利要求9所述的系统，其中所述的信噪比增加至少20dB。

39.一种测量对象器官内的血流的方法，该方法包括：

生成输出射频信号；

将所述的输出射频信号传输到器官且感测器官的输入射频信号；和

确定所述的输入射频信号相对于所述的输出射频信号的相移且使用所述的相移来计算器官内的血流，其中所述计算基于所述相移和血流之间的线性关系。

40.根据权利要求39所述的方法，其中所述的线性关系的比例系数包括对象的心脏的心脏收缩期喷出时间。

41.根据权利要求39所述的方法，进一步包括降低或消除所述的输入射频信号的幅值调制，以提供恒定包络的输入射频信号。

42.根据权利要求41所述的方法，其中所述降低或消除所述的幅值调制包括维持所述的恒定包络的输入射频信号的相位调制。

43.根据权利要求41所述的方法，其中通过限幅放大器进行所述的幅值调制的降低或消除。

44.根据权利要求39所述的方法，其中进一步包括将所述的输出射频信号与所述的输入射频信号混合，以提供代表了血流的混合的射频信号，且滤除所述的混合的射频信号的部分以增加所述的混合的射频信号的剩余部分的信噪比。

45.根据权利要求44所述的方法，其中所述的混合包括提供射频和与射频差。

46.根据权利要求45所述的方法，其中通过设计且构造为滤除所述的射频和的低通滤波器来进行所述滤除所述的混合的射频信号的所述的部分。

47.根据权利要求44所述的方法，进一步包括对所述的混合的射频信号的所述的剩余部分的模拟放大。

48.根据权利要求44所述的方法，进一步包括对所述的混合的射频信号的所述的剩余部分的数字化。

49.根据权利要求44所述的方法，其中通过多个电极进行所述的输出射频信号的所述的传输和所述的输入射频信号的所述的感测，且该方法进一步包括最小化所述的输入射频信号对所述的多个电极和对象的器官之间的阻抗差的灵敏度。

50.根据权利要求49所述的方法，其中所述的输入射频信号对所述的阻抗差的所述灵敏度的所述的最小化通过至少一个特征为其阻抗大于所述的阻抗差的差动放大器进行。

51.根据权利要求44所述的方法，进一步包括使用所述的混合的射频信号的所述的剩余部分计算至少一个量，所述的至少一个量从包括每搏输出量、心输出量、脑腔内血容量和动脉血液流量的组中选择。

52.根据权利要求51所述的方法，其中所述的动脉血液流量从包括如下项的组中选择：外颈动脉血液流量、内颈动脉血液流量、尺动脉血液流量、桡动脉血液流量、臂动脉血液流量、髂总动脉血液流量、髂外动脉血液流量、后胫动脉血液流量、前胫动脉血液流量、腓动脉血液流量、足底外侧动脉血液流量、足底内侧动脉血液流量和足底深动脉血液流量。

53.根据权利要求51所述的方法，进一步包括根据所述的至少一个量的值控制对象的心率。

54.根据权利要求53所述的方法，其中通过起搏器进行所述控制对象的心率。

55.根据权利要求51所述的方法，进一步包括使用所述的至少一个量的值来选择药物的量和类型和向对象给药所述量的和所述类型的药物。

56.根据权利要求51所述的方法，进一步包括提供到对象心脏的部分的外科入路位置且维持所述的心脏的所述的部分的心脏膨胀的降低，以增加所述的心输出量。

57.根据权利要求44所述的方法，其中通过将多个电极连接到对象的皮肤进行所述传输所述的输出射频信号到器官和感测器官的所述的输入射频信号。

58.根据权利要求57所述的方法，其中所述的多个电极的个数选择为将所述的输入射频信号与从包括姿势改变影响、呼吸影响和运动影响的组中所选择的至少一个影响分离。

59.根据权利要求57所述的方法，其中所述的多个电极包括两个电极。

60.根据权利要求57所述的方法，其中所述的多个电极包括三个电极。

61.根据权利要求57所述的方法，其中所述的多个电极包括四个电极。

62.根据权利要求57所述的方法，其中所述的多个电极的所述的连接为对通过所述的电极传输的电信号具有恒定的灵敏度而与所述的电极在对象上的定向无关。

63.根据权利要求57所述的方法，其中所述的多个电极的至少部分包括设计且构造为缠绕对象的外部器官的至少部分的至少一个延长的传导材料，以具有对通过所述的电极传输的电信号的恒定的灵敏度而与所述的电极在所述的外部器官上的定向无关。

64.根据权利要求63所述的方法，其中所述的外部器官从包括胸、臀、股、颈、头、臂、腹、腿和足的组中选择。

65.根据权利要求44所述的方法，进一步包括检测对象的第一位置和第二位置之间的电压且响应于所述的电压生成所述的输入射频信号，其中所述的输入射频信号代表了器官的阻抗和/或血液动力学电抗。

66.根据权利要求65所述的方法，进一步包括进行至少一个时间微分，以此提供器官的所述的阻抗和/或血液动力学电抗的各导数。

67.根据权利要求66所述的方法，其中所述的导数从包括一阶导数和二阶导数的组中选择。

68.根据权利要求66所述的方法，其中所述的时间微分的所述的进行从包括数字微分和模拟微分的组中选择的过程来实现。

69.根据权利要求44所述的方法，进一步包括使用显示装置显示血流。

70.根据权利要求69所述的方法，其中所述的显示装置能显示作为时间函数的血流。

71.根据权利要求44所述的方法，其中所述的信噪比增加至少10dB。

72.根据权利要求44所述的方法，其中所述的信噪比增加至少20dB。