CN102202568A - 集成心脏监测设备和使用集成心脏监测设备的方法 - Google Patents

Abstract

一种用于监测患者的心脏的设备，包括：外壳、计算设备、光学传感器、多普勒传感器以及心电图传感器，光学传感器适用于向计算设备提供表示从光学传感器到运载血液的血管的距离以及血管的直径的信号，多普勒传感器适用于向计算设备提供表示通过血管的血液的速度的信号，心电图传感器适用于向计算设备提供表示引起心脏抽吸的多个电刺激的信号。计算设备使用来自光学传感器、多普勒传感器和心电图传感器的信号来计算参数，参数包括血液的氧饱和度、血流量、血压、心率和心输出量。

Description

集成心脏监测设备和使用集成心脏监测设备的方法

要求优先权

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 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12/206,885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，涉及用于监测心脏行为的设备。

背景技术

心血管疾病是世界范围内大的、持续增长的健康问题。一些研究指出大约15％的西方国家遭受一种或多种心血管疾病。在美国，接近25％的人口受到影响，导致每年多于六百万的住院治疗。

存在各种设备用于监测某些与心脏性能有关的参数。在一些实例中，会需要对患者的体内参数监测一段时间；例如，在具有偶然的不规则心脏搏动的主体中这样的监测可能是必要的。心脏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。因为这样的异常心脏节律可能仅偶发地出现，所以为了检测可能需要连续的监测。通过提供连续的监测，医疗人员确定是否存在产生危及生命的方式的持续不规则搏动的倾向。医疗人员还使用监测结果来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，用于例如确定主体的晕厥(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，主体将第一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器。主体将第一记录器提供给医生，医生给主体提供第二记录器用来继续数据采集。然后医生对存储在第一记录器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，因此需要要么主体是有意识的要么另一个人的干预。

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。

在许多情况下，医疗人员对收集与心脏的行为和患者的状况有关的、多种不同类型的数据感兴趣。此外，如以上所提到的那样，期望在不需要患者访问医护人员的情况下获得尽量多的相关数据。相关信息可以包括流过大动脉的血液的氧饱和度水平、血压、心率、血流量、每搏输出量、心输出量、心脏的电活动(用于生成心电图(ECG)数据)和体温。

发明内容

本文中公开了用于采集信号并发送数据的集成心脏监测设备。在本发明的一个实施例中，监测设备包括光学传感器组件，光学传感器组件包括多个光子发射器和用于检测多个光学信号的多个光子检测器。发射器和检测器面向大动脉。计算设备对多个发射器和多个检测器进行操作并对多个光学信号进行处理来获得光学测量值，光学测量值表示大动脉的位置和尺寸以及流过大动脉的血液的氧饱和度。

监测设备还包括多普勒传感器，用于发射和检测多个超声波。计算设备还操作普勒传感器并且借助于使用光学传感器组件所获得的光学测量值来处理多个超声波从而获得表示心率、血流量、每搏输出量、血压和心输出量的多普勒测量值。

监测设备还包括心电图传感器，用于对引起心脏抽吸的电信号进行检测。另外，监测设备包括温度传感器，用于测量患者的温度。能量存储设备给计算设备、各种传感器和通信设备提供动力，通信设备被配置为根据预定的时间表或者基于事件的发生，例如异常数据或来自外部设备的对数据的请求，来发送收集的数据或与收集的数据有关的信息。传感器、计算设备、通信设备和能量存储设备被包围在可以被患者携带或可以被植入的外壳中。

通过集成多个传感器和以上提及的其它部件，本发明的实施例允许安装在患者的身体上的一个位置处的单一设备对与心脏的行为有关的、包括心输出量的一组综合参数进行精确地测量。此外，与输出用于由另一个设备分析的原始数据的其它感测设备成对比，本文中所描述的集成监测设备可以执行对参数的分析并且响应于“在板(on-board)”分析来执行功能。如以上所指出的那样，根据本发明的实施例的集成监测设备还无线地或者以别的方式与其它设备通信，提供信息并接收指令和数据。同样地，监测设备在没有任何人为干预的情况下对数据进行收集、分析和传递。

通过参照结合附图的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是根据本发明的一个实施例的监测设备的侧视示意图；

图1B是图1的监测设备的外表面面向(outwardly-facing)图；

图1C是图1的监测设备的透视图；

图2是图1的监测设备和血管的侧视示意图；

图3是根据本发明的一个实施例的多普勒传感器的侧视示意图；

图4是流过血管的流体的概念图；

图5是温度感测电路的图示；

图6是根据本发明的一个实施例的计算设备的概念图；

图7是适用于对来自图1的监测设备的通信信号进行发送和接收的系统的概念图。

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描绘了根据本发明的一个实施例的监测设备。监测设备通常包括多个部件，部件包括光学传感器组件2、多普勒传感器60、包括探针50A和50B的心电图传感器(在下文中共同称为心电图传感器50)、温度传感器70、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。

贯穿本申请，对光学传感器组件2的引用指的是在通过以上引用合并到本文中的光学传感器装置申请中所描述的光学传感器组件2。同样，对多普勒传感器60的引用指的是在通过以上引用合并到本文中的多普勒运动传感器申请中所描述的多普勒传感器60。在本申请中将不重复对光学传感器组件2和多普勒传感器60的全部描述。

在根据本发明的一个实施例中，监测设备1适用于测量患者的心脏的生理行为。“患者”是指人或动物。虽然是在医学背景下对本文中所公开的发明进行描述，但是本文中所公开的教示可应用于需要小型的数据采集组件来随着时间执行测量的其它背景下。

在根据本发明的一个实施例中，监测设备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监测设备1植入在不同的位置。例如，可以将监测设备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四分之一美元硬币相同。更具体地，外壳90可以是直径大约三厘米并且大约一厘米厚。当然，取决于应用，可以将外壳90配置为多种其它的形状和尺寸。外壳90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，光学传感器组件2、多普勒传感器60、心电图传感器50以及温度传感器70被面向内地定位，而以下详细描述的能量耦合器42面向外。

在根据本发明的监测设备1的另一个实施例中，监测设备1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、植入式心脏复律除颤器(ICD)等。在这样的实施例中，监测设备1可以与植入式心脏设备进行通信，并且从植入式心脏设备以及从监测设备自己的传感器向外部设备以通过以上引用合并到本文中的用于监测的系统的申请中所描述的方式提供信息。由于目前许多的植入式心脏设备被充分地理解并被常规地规定，将监测设备1集成到这样的其它设备可以为实现市场接受提供有效的手段。

通过将监测设备1的部件和心脏设备相组合可以实现以上所描述的集成。例如如果心脏设备包括计算设备，可以将执行根据本发明的功能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，可以将能量存储设备和通信设备相组合来避免重复(duplication)并降低成本。在一个实施例中，将监测设备1的一些部件包括在外壳90内并且一些部件附属于心脏设备。心脏设备和外壳90中的部件被可操作地连接起来。

在另一个实施例中，将监测设备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监测设备1进行支撑。可以将支撑构件永久地或临时地耦接至监测设备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监测设备1。

可以借助于例如超声仪的外部映象(mapping)系统将监测设备1皮下植入或定位在患者上。合适的放置确保关注的血管位于监测设备1的各种传感器的感测范围内。例如，可以将监测设备1定位在患者的胸部或者背部的某个位置，该位置使由肋骨所引起的、通过以本文中描述的方式所获得测量的干扰有所减少。

1.光学传感器

如在光学传感器装置申请中非常详细地描述的那样，其中，光学传感器组件2对通过大动脉传送的患者的血液的氧饱和度水平进行感测。感测组件2发射在电磁频谱的红外线(IR)范围内的电磁能量光束，并对从大动脉中的血红蛋白所反射的红外线信号进行检测，血红蛋白是红细胞中的含铁氧运输金属蛋白。

图2示出大动脉3和一对光电单元之间的关系，大动脉3对具有红细胞5中的血红蛋白的血液4进行传送，一对光电单元是分别包括在传感器组件2的发射器阵列100和检测器阵列200中的发射器101和检测器201。发射器阵列100可以包括十六个发射器101-116(仅示出发射器101)并且检测器阵列200可以包括各自与发射器配对的十六个检测器201-216(仅示出检测器201)。可以从由摩托罗拉公司(Motorola)制造的8572系列光学传感器中选择传感器组件2和阵列100、200。发射器101发射包括光子101′的光子光束，一些光子穿过大动脉3而包括光子101′的其它的光子被红细胞5反射掉。如在光学传感器装置申请中所描述的那样，计算设备20对发射器101的操作进行控制并对检测器201检测反射光束所需的时间进行测量，以及对检测器201提供的信号进行解释来确定反射光束的功率或强度。这个信息连同发射光束的已知特征一起允许计算设备20确定大动脉3和血液4的各种特征。

根据本发明的一个实施例，计算设备20对从检测器阵列200接收的信号进行处理来计算发射光束从发射器传播到大动脉3以及作为反射光束传播到检测器所需的时间。因为光束的速度是已知的并且发射器和检测器之间的距离是已知的，简单的计算便得到从监测设备1到大血管3的距离。计算设备20还使用来自检测器阵列200的信号来确定被检测器阵列200中的每个检测器所接收的反射光束的功率。然后使用在光学传感器装置申请中所描述的方法和原理、用这些功率值来确定大动脉3的直径。

应该理解，在以以上所描述的方式确定大动脉的直径的时候，发射器101-116中的每一个被快速连续地单独激活。在本发明的一个实施例中，以逐行扫描的方式单独发射光束，该方式从发射器101开始，接着继续地直到发射器116被激活为止。在其它的实施例中，接着的是其它的顺序。

如以上所指出的那样，光学传感器组件2还提供监测设备1，监测设备1能够确定由大动脉所运载的血液的氧饱和度水平。当进行氧饱和度测量的时候，感测设备1同时激活发射器阵列100的所有发射器101-116。已经如以上所描述的那样确定了大动脉的尺寸和位置，可以由计算设备20对由检测器阵列200所接收的反射光束的预期尺寸和面积进行计算。然而在该测量之前反射光束的强度或功率是未知的。检测器阵列200接收反射光束并提供表示反射光束强度的信号。由于发射光束的强度是已知的，因此反射光束的强度测量允许对大动脉中的血液的氧饱和度百分率进行计算。在正常操作条件下，监测设备1每天可以执行一次或两次氧饱和度测量。

在一个实施例中，监测设备1还计算心脏脉搏。如之前所讨论的那样，检测器201-216产生代表血液中的铁含量的功率信号。随着心脏通过大动脉抽吸(pump)氧化的血液，功率信号也波动。可以快速连续地获得多个功率信号来捕获功率测量波动。更具体地，通过执行多次氧饱和度测量(例如每秒十次)，经过一段时间(例如十五秒)，饱和度测量将呈现表示心脏跳动的模式或周期。计算设备20可以确定曲线来拟合饱和度测量，曲线例如直接与心脏周期相对应的正弦曲线。计算设备20可以确定曲线的峰值的频率来确定曲线的周期。每个周期表示心脏周期。通过用合适的因数乘以相同周期中(例如十五秒)的心脏周期的数目，计算设备20可以根据每分钟的心脏周期的形式确定脉搏速度。在一个实施例中，计算设备20存储心脏脉搏值作为正常参考值并且通过将心脏脉搏值与参考值进行比较来检测异常的或不规则的心脏节律。

2.多普勒传感器

在监测设备1包括多普勒传感器60的实施例中，可以使用由光学传感器组件2提供的大动脉直径和位置来计算流过大动脉的血液的速度、流过大动脉的血液的容量、患者的血压和心输出量(cardiac ouput)。这些参数可以用来计算并诊断与心输出量有关的异常状况。如以上引用的多普勒运动传感器申请中充分描述的那样，多普勒传感器60的一个实施例包括三个用于使大动脉受声波作用并接收反射超声波的换能器。通过将超声波以已知角度引导向血液、测量反射超声能量的频移、并然后计算血液的速度来确定大动脉中的血液的速度。更具体地，多普勒频移与和声穿透波平行的速度向量的分量成比例。由以下方程式确定血液的速度v：

v＝f_d·c/(2·f·cosθ)

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f_d是多普勒频移。

可以是连续波传感器或脉冲波传感器的多普勒传感器60根据本领域中所公知的原理、通过比较连续接收的波之间的相移来测量频移。由于多普勒传感器60和大动脉之间的距离已经由光学传感器组件2确定并且穿过组织的声速是已知的，所以频移允许计算设备20确定大动脉中的血液的实际速度。

图3示出根据本发明的一个实施例的包括线性阵列换能器A、B和C的多普勒传感器60。每个换能器A、B和C可操作地与给换能器供以动力的驱动设备(未示出)相连接。以相对于彼此一定角度来布置换能器A、B、和C。以相对换能器A 45度并相对于彼此90度来布置换能器B和C。可以使用换能器之间的其它相对角度。可以以不同的频率驱动每个换能器A、B和C来对由多普勒传感器60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分别地或者同时地被激活。一个或多个换能器段的分开激活是期望的来限制功率消耗。

如示出的那样，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。每个段可以对波的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射出的箭头表示由每个段所发射的波的方向。此外，箭头72、74和76分别表示由换能器A、B和C所产生的波的合计的方向。在一个实施例中，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。频率选择是换能器和目标流体之间的距离的函数并且因此进行选择。在线性阵列换能器的每个段处可以测量反射波。每个段可以被顺序地激励并且可以被激励多次。

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选中的信号并且，随着角度θ的增加，从这些信号中确定多普勒频移变得愈加困难。如在多普勒运动传感器申请中所充分描述的那样，换能器A、B、C的K-型布置确保了换能器中的至少一个以可接受的角度θ被定向。即使当多普勒传感器60和大动脉3的相对位置随着时间或者例如患者的活动水平和姿势的其它因素而略微改变的时候，三个换能器也使得多普勒传感器60能够获得足够数量的信号。当发射广泛的波的时候，每个换能器可以接收到反射波。然而，因为波具有与每个发射换能器相对应的频率，所以多普勒传感器60能够基于相应的发射换能器的相对位置和它的传输频率来选择对哪些信号进行过滤。

如先前所描述的，血液速度的计算需要知道发射波和大动脉3之间的入射角θ。可以以各种方式获得入射角和其它对大动脉3和多普勒传感器60的相对位置进行表征的数据。一旦获得该数据，可以将数据作为参考值存储在存储器26中(参见图6)。在一个实施例中，由光学传感器组件2向计算设备20提供相对位置数据。计算设备20用该信息、通过根据公知的频移和角度算法或表格来比较发送波和接收波的频率从而计算血液速度值。

流过大动脉的血液的速度取决于正在对血液的哪些部分进行测量而有所不同。根据众所周知的流体动力学原理，因为流体和外壁之间的切应力，所以在血管外壁附近流动的流体比流过血管的中心轴线的流体流动得更慢。由光学传感器装置2提供的距离和直径测量允许计算设备20通过多普勒传感器60的测量对在由多普勒传感器60检测到的反射波内的大动脉3的位置进行确定。对以多普勒运动传感器申请中所描述的方式进行的三组测量中的每一组中的五个速度测量的每一个求平均来确定通过大动脉3的近似总体的血流量并以此说明跨越大动脉3的直径的速度剖面。在心脏周期的最大(心脏收缩的)和最小(心脏舒张的)流量状况下进行这多组速度测量。因此，计算设备20通过为三组最大流量测量中的每一组对五个速度测量的平均值求平均，然后对来自那些计算的三个结果求平均，来确定平均最大流量测量。以类似的方式计算平均最小流量测量。最后，将平均最小血流量测量和平均最大血流量测量进行平均来确定患者的平均血流量。

接下来，计算设备20可以将通过以上所描述的平均血流量测量与大动脉3的面积简单地相乘(即平均血流量*πr²)来计算每搏输出量(stroke volume)，其中r是大动脉3的半径。当然，大动脉3的半径简单地是按以上所描述的方式、使用光学传感器组件2确定的大动脉直径的一半。

3.心电图传感器

心电图传感器50在本发明的一个实施例中是包括阳极探针50A和阴极探针50B的单引线(lead)设备(本文中统称为“心电图传感器50”)。心电图传感器50用探针50A和50B来检测提供给心肌的电脉冲的电压变化。如在本领域中众所周知的那样，这些触发心博(heart beat)的电信号正常地起始于右心房中、心脏的顶部，并且从心脏的顶部传播到底部。随着电信号穿过心脏进行传播，它们引起心肌收缩。随着心脏收缩，心脏向身体的其余部分泵出血液。通过监测心脏随着时间的电活动，心电图传感器50允许计算设备20通过确定每分钟(或者一分钟的部分)的心脏周期的数量来确定心脏搏动得有多快(即脉搏)。脉搏测量可以与以上所讨论的每搏输出量测量一起用于确定心输出量。更具体地，可以用每分钟的搏动(stroke)的数量(即脉搏)乘以每搏输出量测量来确定每分钟血液排出的总量(即心输出量)。

在本发明的一个实施例中，将由心电图传感器50所测量的脉搏与由如光学传感器装置申请中描述的光学传感器组件2所测量的脉搏进行比较。如果测量相差超过预定的数量，那么基于电干扰或者一些其它的扰动在检测信号中引起了误差这一假定可以将心电图脉冲测量丢弃。以这种方式，光学传感器组件2起到了心电图传感器50的备用脉搏测量设备的作用。

心电图传感器50给计算设备20提供电压测量，计算设备20再通过筛选出在由心脏的电活动所生成的、已知的频率范围外的频率来对数据进行处理。心电图传感器50还以将心电图传感器50与监测设备1的其它电子部件电隔离的方式和位置安装在外壳90内，从而使得由那些其它电子设备所引起的电干扰最小化。在本发明的一个实施例中，将心电图传感器50的输出通过具有下截止频率和上截止频率的带通滤波器。另外，计算设备20通过应用任意多个适当的数字平滑函数(functions)可以对数据进一步进行处理来产生平滑的心电图示踪。

心电图传感器50的输出还允许计算设备20对通过大动脉的最大和最小血流量进行识别，它们被用于以上所描述的每搏输出量和心输出量的计算中。另外，心电图传感器50的输出还显示出心脏的节律(稳定的或不规则的)以及心搏正在身体中的什么地方被记录。心电图传感器50的输出还记录在电信号通过心脏的每个部分时电信号的强度和计时。

现在参照图4，将心电图传感器50和多普勒传感器60组合使用来直接从大动脉3确定患者的血压。本领域中的技术人员可以使用由心电图传感器50所提供的心电图示踪来准确地确定心脏周期的最大血流量位置和最小血流量位置。多普勒传感器60在最大和最小血流量状况下、按以上所描述的方式便于确定大动脉3中的血液的速率或速度。计算设备20根据由伯努利(Bernoulli)方程所指示的原理、使用已知的大动脉3的内表面面积(通过由光学组件2所易化的直径测量来确定)将在每种状况下的速度测量转换为压力测量。这些压力测量反映了在最大和最小流量状况下流过大动脉3的血液的动压。更具体地，在图4的T₁处，动压PD₁对应于通过在最大血流量状况下所进行的速度测量来确定的压力。在T₂处，PD₂对应于通过在最小血流量状况下所进行的速度测量来确定的压力。众所周知，流过血管的流体的总压力是动压和静压之和。在大动脉3的情况中，在最大流量状况下的静压(描绘为向外指向大动脉3的外壁的力箭头)(PS₁)直接对应于心收缩血压测量并且在最小流量状况下的静压(PS₂)直接对应于心舒张血压测量。

心收缩和心舒张血压测量可以得自对流过大动脉3的血液的总压力(PT)的进一步计算并且利用在T₁处通过大动脉的总压力(即PT₁)一定与在T₂处的总压力(即PT₂)相同这个事实。总压力得自对从最小流量状况到最大流量状况的压力变化的计算。该变化或者加速度连同每搏输出量和已知的大动脉3的弹性允许计算设备20根据本领域的公知原理来确定总压力。如此，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分别是心收缩血压测量和心舒张血压测量。

应该理解，虽然以上所描述的血压计算指的是确定大动脉3中的血压，但是也可以执行相同的处理来确定肺动脉中的血压，假定肺动脉在监测设备1的感测范围内。如在光学传感器装置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的氧饱和度并确定哪个血管运载有较高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改为将具有较低氧饱和度的血管识别为关注的血管(即肺动脉)。然后按照与关于大动脉3所描述的相同的方式确定肺动脉的位置和尺寸。随着肺动脉的几何形状被限定，按照以上关于大动脉3的描述对流过肺动脉的血液的压力进行测量。

在图1A中示出的本发明的一个实施例中，外壳90包括连接器85来允许连接另外的心电图引线。将连接器85通过板80电耦接至心电图传感器50和监测设备1的其它部件。当另外的心电图引线被连接到连接器85的时候，连接器85从另外的引线向心电图传感器50传递信号。如本领域所已知的那样，另外的引线可以附加在患者的胸、背、臂或者腿上的各种位置上，并且每个引线包括用于检测电活动的接收器。如以上所指出的那样，连接器85还可以起到监测设备1的I/O端口的作用，允许在程序化操作期间向对接站(docking station)304下载数据并将数据和指令上载。

4.温度传感器

多种不同的设备可以起到温度传感器70的作用。在本发明的一个实施例中，温度传感器70是容易得到的电阻式温度检测器(RTD)。通常，温度传感器70可以包括具有随着温度变化而改变电阻的物理性质的金属部件(线绕或薄膜)。典型地，温度传感器70的环境中的温度越高，温度传感器70的金属部件两端的电阻越大。具有铂金部件的温度传感器可以是理想的，因为铂在相当宽的温度范围上表现电阻和温度之间接近线性的关系。当然，本领域的技术人员可以容易地适应具有非线性温度/电阻曲线的温度传感器，只要传感器的性能在关注的温度范围上是合适地可重复的。

如在图5中示出的那样，温度传感器70被耦接至同样位于外壳90之内的恒流源100。在温度传感器70的电阻随着温度变化的同时，电流源100维持通过温度传感器70的恒定电流。因此，温度传感器70两端的电压(V_T)的变化与温度的变化成正比。更具体地，根据欧姆定律，电压＝电流*电阻。用恒流源，将由于温度变化而导致的电阻变化检测为V_T的变化。在本发明的一个实施例中，V_T通过模拟到数字转换器22，该V_T由计算设备20读取。计算设备20然后确定测量温度并将温度测量存储在存储器26中。

应该理解，虽然图5描绘了恒定电流、电压测量电路用于与温度传感器70结合使用，但是多种不同的电路也可以容易地适用于与温度传感器70一起使用，包括对通过温度传感器70的电流的变化进行测量的电路。

温度传感器70被安装在外壳90内以使得温度传感器70的温度敏感部件与外壳90的外表面相邻，并且基本上与可能由安装在外壳90内的其它电子部件的操作所引起的任何热能热隔离。以这种方式，将温度传感器70定位来检测患者的身体的、与监测设备1中的电子设备的温度的变化相对的温度变化(当将监测设备1植入患者的时候或者当监测设备1由患者携带的时候)。然而，应该理解，还可以校准温度传感器70来对由于来自监测设备1的热能而检测到的温度的变化进行补偿。计算设备20的存储器26包括查找表，查找表根据温度传感器70的指定的操作特性将温度传感器70两端的数字电压与温度相关联。计算设备20周期性地读取数字电压信号，访问存储器26中的查找表，并确定患者的当前体温。温度被存储在存储器26中并且可以按照以下关于通信设备30所描述的方式从监测设备1发送。

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。如图6所示，计算设备20包括A/D转换器22(其也将光信号转换为数字信号)、处理器24、存储器26、程序28、输入设备23和输出设备25。存储器26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A/D转换器22、处理器24和存储器26构造在集成电路中。该集成电路可以进一步包括发射器阵列100、检测器阵列200和通信设备30。

程序28表示指导处理器24执行响应于数据的任务的计算机指令。程序28存在于存储器26中。包括参考数据和测量数据的数据也存在于存储器中26。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，在以上引用的用于监测的系统申请中更详细地描述了协议。

如果检测到异常状况，特别地根据规定的协议确定状况为严重的或者危险的状况，则计算设备20可以被配置为使得通信设备30发送警报。可以将警报用来启动报警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7，当发现异常状况的存在，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相对应的代码。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。

计算设备20还可以启动治疗。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供这种治疗。治疗可以包括例如电击或者提供药品。

将参数值或者其它的信息传递给外部设备。可以将参数值存储在存储器26中并用通信设备30无线发送。可以将来自通信设备30的通信信号在以下情况激活，包括：周期地(例如每天一次、每周一次等)、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是低的时候，建立后两种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之外还可以包括多个通信设备。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(RF)通信设备。这样的备用设备在一次或多次尝试后蜂窝调制解调器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可以将备用的通信设备激活来向可替换的外部接收设备发送信息或者警报。

可替换地或者除了以上描述的传输之外，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。在以上所引用的用于监测的系统的申请中提供了对包括本发明的原理中的至少一些的联网系统的进一步描述。

3.通信设备

在本发明的一个实施例中，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，例如诺基亚型号KNL1147-V。在一个可替代的实施例中，通信设备30能够发送信息，但是不接收信息或命令。如在图1A中示出的那样，通信设备30包括用于发送和接收通信信号的天线32。由数字312标识的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。

再次参照图7，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。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，并且不是限制，通信信号包括声音、射频(RF)、红外线、其它的无线媒质，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射器。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。

4.能量存储设备

再次参照图1A-1C，在根据本发明的一个实施例中可以提供用于对能量存储设备40进行再充电的系统。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，可以在监测设备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。如本文中所指出的那样，还可以通过连接器85向监测设备1提供能量或功率。

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，本申请旨在涵盖在本发明所属技术领域中的已知或习惯做法的、与本公开内容的偏离。例如，可以理解，光学传感器组件2、多普勒传感器60、心电图传感器50和温度传感器70中的每一个或者一些在设计中可以是模块化的。同样地，例如多个不同的多普勒传感器60可以被制造为具有不同的性能特性(例如不同的输出频率)。取决于应用，可以将多个传感器中的任意传感器安装在监测设备1中来获得期望的性能。一旦监测设备1装备有选择的传感器，可以对计算设备20编程来使得各种算法与选择的传感器相适应。以这种方式，可以用各种传感器中的任何传感器对包括计算设备20、通信设备30等的基本监测设备1进行“定制地”组建并且对基本监测设备1进行编程来操作选择的传感器。

如另一个示例那样，应该理解，虽然本文中将光学传感器组件2、多普勒传感器60、和温度传感器70描述为相对偶尔地(至少在正常状况下)被激活来获得测量从而节约功率，但是随着电池技术的改进，这些传感器的激活频率可以被增加。同样，在将监测设备1外部携带的情况中，可以将连接器85用来向监测设备1供电，由此消除了功耗的担心并且允许这些传感器的频繁的或者甚至连续的操作。

Claims (29)

1.一种用于监测患者的心脏的设备，包括：

外壳；

计算设备，安装在所述外壳内；

光学传感器，安装在所述外壳内并且适用于向所述计算设备提供信号，所述信号表示从所述光学传感器到运载血液的血管的距离以及所述血管的直径；

多普勒传感器，安装在所述外壳内并且适用于向所述计算设备提供信号，所述信号表示通过所述血管的所述血液的速度；以及

心电图传感器，安装在所述外壳内并且适用于向所述计算设备提供信号，所述信号表示引起所述心脏抽吸的多个电刺激；

所述计算设备使用来自所述光学传感器、所述多普勒传感器和所述心电图传感器的信号来计算参数，所述参数包括所述血液的氧饱和度、血流量、血压、心率和心输出量。

2.根据权利要求1所述的设备，还包括温度传感器，所述温度传感器安装在所述外壳内并适用于向所述计算设备提供表示所述患者的温度的信号。

3.根据权利要求1所述的设备，还包括安装在所述外壳内的通信设备，所述通信设备被耦接到所述计算设备并被配置为发送与所述参数有关的信息。

4.根据权利要求1所述的设备，其中所述外壳被配置为用于皮下植入。

5.根据权利要求1所述的设备，其中所述多普勒传感器的操作的计时基于来自所述心电图传感器的所述信号。

6.根据权利要求1所述的设备，其中所述光学传感器组件包括发射器阵列和检测器阵列。

7.根据权利要求1所述的设备，还包括安装到所述外壳的连接器，所述连接器适用于耦接至心电图引线。

8.根据权利要求7所述的设备，其中所述连接器被配置为启用计算设备的程序设计和下载与所述参数有关的信息中的一个。

9.一种用于对表示患者的心脏行为的参数进行测量的监测设备，所述设备包括：

多个传感器，安装在可植入式外壳内，所述多个传感器包括用于对流过大动脉的血液的氧饱和度进行测量的光学传感器，用于测量所述血液的速度的多普勒传感器，用于测量所述心脏的电活动的心电图传感器，以及用于测量所述患者的温度的温度传感器；

通信设备，安装在所述外壳内，所述通信设备被配置为无线发送与所测量的参数有关的信息；以及

计算设备，执行程序以基于来自所述多个传感器的信号确定血压和心输出量。

10.根据权利要求9所述的监测设备，还包括可再充电电池，所述可再充电电池安装在所述外壳内来给所述多个传感器、所述通信设备以及所述计算设备供以动力。

11.根据权利要求9所述的监测设备，其中所述计算设备在心脏周期中、与通过大动脉的最大血流量状况对应的第一阶段以及在心脏周期中、与通过大动脉的最小血流量状况对应的第二阶段激活所述多普勒传感器。

12.根据权利要求11所述的监测设备，其中所述计算设备基于从所述心电图传感器接收到的信息来在所述第一阶段和所述第二阶段激活所述多普勒传感器。

13.根据权利要求11所述的监测设备，其中所述计算设备在所述第一阶段多次激活所述多普勒传感器来获得多个第一测量，并且在所述第二阶段多次激活所述多普勒传感器来获得多个第二测量，所述计算设备平均所述多个第一测量和所述多个第二测量。

14.根据权利要求9所述的监测设备，其中所述外壳包括多个环以便于植入。

15.根据权利要求9所述的监测设备，其中所述光学传感器向所述大动脉发射红外光束同时对从流过所述大动脉的红细胞反射的红外光束进行检测。

16.根据权利要求9所述的监测设备，其中所述光学传感器包括具有多个发射器单元的发射器阵列和具有多个检测器单元的检测器阵列。

17.根据权利要求16所述的监测设备，其中所有的所述发射器单元在所述氧饱和度测量期间同时发射光束。

18.根据权利要求16所述的监测设备，其中所述计算设备单独激活所述多个发射器单元中的每一个并且对从所述检测器单元接收到的信号进行处理来确定从所述光学传感器到所述大动脉的距离和所述大动脉的所述直径。

19.根据权利要求9所述的监测设备，其中所述多普勒传感器包括布置为K形的三个换能器。

20.根据权利要求19所述的监测设备，其中每个所述换能器发射不同频率的波。

21.根据权利要求9所述的监测设备，其中将所述监测设备与植入式心脏设备集成。

22.一种用于对血液和运载所述血液的血管的特性进行确定的设备，所述设备包括：

光学传感器，被配置为使用红外线光束对所述血管的尺寸和位置进行测量；

多普勒传感器，被配置为对移动通过所述血管的所述血液的速度进行测量；以及

外壳，对所述光学传感器和所述多普勒传感器进行包围。

23.根据权利要求22所述的设备，其中所述血管是大动脉。

24.根据权利要求22所述的设备，其中所述血管是肺动脉。

25.根据权利要求22所述的设备，还包括心电图传感器，所述心电图传感器被包围在所述外壳内并且被配置为对提供给心脏的电脉冲进行测量。

26.根据权利要求22所述的设备，还包括计算设备，所述计算设备耦接至所述光学传感器和所述多普勒传感器，所述计算设备执行程序来在所述血液移动通过所述血管的时候确定所述血液的压力。

27.根据权利要求22所述的设备，其中所述计算设备还确定心输出量。

28.根据权利要求22所述的设备，还包括包围在所述外壳内的温度传感器。

29.根据权利要求22所述的设备，其中所述光学传感器进一步被配置为对所述血液的氧饱和度进行测量。

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