CN105228515A - 包括用于检测流体压力的导丝的系统 - Google Patents

Abstract

一种用于检测血管中血压的系统，包括导丝和提供于所述导丝远端的LC共振电路。所述共振电路可以是对所述导丝外部流体的压力变化产生响应，使得所述共振电路具有根据所述外部流体的压力变化而变化的共振频率的非LC共振电路。

Description

包括用于检测流体压力的导丝的系统

技术领域

本发明涉及若干提取人体、动物或其它可达性受限的环境内部的局部压力信息的方法。本发明尤其可用于获得血压测量值。

背景技术

在介入性心脏病学中，压力例如血压的测量值通过导丝获得。称为血流储备分数或FFR的技术试图测定血管栓塞近侧和远侧的压力比。该比率用于决定如何治疗栓塞。电流传感器的问题是需要微型化以使传感器拟合为14/1000英寸导丝。本文描述了提取与压力成比例的信号的传感方法以及对应的电子电路。

除利用导丝作为精密机械或引导工具之外，压力和流动丝被提升为双功能导丝，同时提供机械引导和血压动力学信息。根据FAME研究的结果，FFR测定值越来越受到欢迎，并且在多个国家得到报销。目前有2类可商购获得的压力丝：Radi(被STJ收购)和Volcano。两类FFR导丝均使用IC压力传感器(应变计型)，其通过近侧导丝末端具有3个电触点的推动柄部连接。在Radi导丝的情况下，连接器柄部将压力值无线传输至显示系统。这是对电缆连接的改善，但仍然非常繁琐，因为对于每次导管插入，导管在导丝上推进之前，连接器柄部需要从近侧导丝末端断开。

如提交于2012年1月30日的国际专利申请No.PCT/US2012/023130(参见本文的图1-19)所述，可利用检测血压变化的共振电路，其中仅需要制造两个电连接。如果患者身体用作接地回路，则导丝本身可用作电连接器。它还可以使用外皮(导管)和导丝之间的电容，以在导丝进入外皮的端口处提供高频电连接。这与需要至少3个电连接的电流应变计方法相比具有优势，因为电流应变计方法需要电源电压。在3个电连接的情况下，显著影响了导丝构造以及导丝处理。导丝处理不像标准导丝，并且制造成本很高。这在上文提及的专利申请中得以克服。然而，使14/1000英寸导丝具有足够灵敏度以驱动大载荷(身体电容)的小型电容式传感器的构造非常困难。因此，需要具有高灵敏度、能够驱动低阻抗载荷的微型被动压力传感器以及灵敏的FFR检测器系统。

目前市售的FFR导丝的有源供电需要电气布线来运行导丝的整个长度，这显著牺牲了标准导丝的完整性以及处理特性。美国专利申请公开No.2001/0051769A1(RADI)描述了如何通过利用内部和外部接地电极接通(或)分别地患者内部的电极使触点数减少至一个近侧导丝触点。然而，所提出的解决方案仍然依赖于有源供电传感器，使大量电流流经患者身体来为压力传感器供电。因此，仍然需要具有被动压力传感电容元件的改善的传感和连接方案。

发明内容

本发明旨在优化和促进体内流体压力测量。本发明设想出通过使测量电路与受试患者的触点最小化来部分实现该目的。本发明还试图修改测量设备，以使使用方法得以简化从而加速。

因此，本发明部分旨在提供用于单触点检测血管中血压的系统(设备和方法)。同时，本发明部分旨在提供用于准无线检测血管中血压的设备和方法。本发明还旨在提供具有被动压力传感电容元件的改善的传感和连接方案。

本发明设想出具有如下导丝的系统，所述导丝具有用于感测血压的电容式电解质传感器，以及使用该系统通过仅一个触点监测感测的血压。本发明还设想出具有如下导丝的系统，所述导丝具有用于感测血压的传感器，以及使用该系统通过使用者未知的两个触点监测感测的血压。

将来自导丝远端的共振电路的压力数据通过外皮触点传输到压力监测系统将大大提高临床实用性，因为导管可插入到导丝上，而无需断开柄部。这样导丝实际上用作导管插入的机械引导和血压动力学测量工具。一个触点型式与电流导丝相比还具有电导丝在导丝内部运行期间不牺牲导丝特性的优势，因为内芯丝将用作电导体。这使得与电流FFR导丝相比导丝处理更精良，而且制造成本更低。

根据本发明，用于检测血管中血压的系统包括导丝和提供于导丝远端的共振电路。共振电路对导丝外部流体的压力变化产生响应，使得共振电路具有根据外部流体的压力变化而变化的共振频率。

在本发明的一个实施方案中，共振电路是非LC共振电路。共振电路可包括共振器元件和至少一个用作传感器的压敏元件。最远侧元件可为共振元件或传感器，在功能上这两个构造是相同的。将传感器放置于最远侧将通常是优选的。

共振器元件优选地为陶瓷元件，并且压敏元件优选地为电容器。共振器元件和电容器彼此连接形成共振电路。电容器对导丝外部流体的压力变化产生响应，使得共振电路具有根据外部流体的压力变化而变化的共振频率。

根据本发明的另一个实施方案，压敏元件包括机械连接至共振器元件的压力板，该共振器元件被构造为用于对压力板的移动产生响应而发生机械变形。压敏元件还可包括紧固至压力板的膜。

根据本发明的另一个特征，系统另外包括被构造用于监测电流相位变化的电子信号处理电路。信号处理电路优选地包括振荡器、电流传感器、相位检测器、数字转换器和接口，该接口可操作地连接至计算机装置。振荡器可为直接数字合成发生器。

根据本发明的另一个特征，信号处理电路包括用于补偿含流体部位处共振电路的定位变化产生的测量误差的第一电路或子电路，信号处理电路还包括用于检测该部位流体的压力变化的第二电路或子电路。在共振电路包括电容器的情况下，第一电路被构造为补偿导丝和含流体部位之间出现的漏电电容的变化。在第一电路被构造为用于在第一频率范围内运行并且第二电路被构造为用于在第二频率范围内运行的情况下，第二频率范围显著小于第一频率范围，第二电路被构造为对第一频率范围内的频率不灵敏。

根据本发明，用于检测血管中血压的系统还包括(a)导丝、(b)导丝远端处提供的线圈和(c)导丝远端处提供的电容器，线圈和电容器彼此连接形成共振电路，线圈和电容器中的至少一者对导丝外部流体的压力变化产生响应，使得共振电路具有根据外部流体的压力变化而变化的共振频率，该电容器采取多层陶瓷电容器的形式。

根据本发明，用于检测血管中血压的系统还包括导丝和导丝远端处提供的共振电路，共振电路对导丝外部流体的压力变化产生响应，使得共振电路具有根据外部流体的压力变化而变化的共振频率。电子信号处理电路被构造为用于测量共振电路的共振频率变化，信号处理电路包括用于补偿含流体部位共振电路的定位变化产生的测量误差的第一电路，信号处理电路还包括用于检测该部位流体的压力变化的第二电路。上文讨论了本发明的另外特征。

根据本发明，用于测量流体压力的方法包括(a)在预定部位将细长导丝的远端部分插入流体，其中远端部分设有非LC共振电路，(b)当电路处于该部位处的流体中时，检测共振电路的共振频率，(c)从检测的共振频率测定流体压力值。

在共振电路包括共振器和压力传感器，共振器的共振频率根据该部位处流体压力而变化的情况下，该方法还包括监测流体中由压力变化引起的共振电路的共振频率变化；从改变的共振频率测定第二压力值。

在本发明的另一个实施方案中，压力测量系统具有包括线圈和压敏电容元件的远侧部分的导丝，该系统提供了共振电路，当处于患者身体血管内时，其共振频率和相位对导丝外部的血压产生响应而变化。在一个实施方案中，共振频率或相移将通过外皮内部的一个电刷触点读取，导丝插入患者上的接地电极。在另一个实施方案中，近侧导丝末端处的夹片提供电触点。导丝扭矩装置可用作此类夹片。

共振电路的压敏电容元件表示具有至少一个压敏膜的可变电容元件，其响应施加到膜上导丝外部压力的量而改变电容。这些压敏电容器是熟知的，并且在JournalofMicromechanicsandMicro-engineering,第17卷,2007年7月:Afasttelemetricpressureandtemperaturesensorsystemformedicalapplications；RSchlierf,UHorst,MRuhl,TSchmitz-Rode,WMokwaandUSchnakenberg；SensorsandActuatorsA:Physical,第73卷,1-2期,1999年3月:Lowpowerintegratedpressuresensorsystemformedicalapplications；CHierold,BClasbrummel,DBehrend,TScheiter,MSteger,KOppermann,HKapels,ELandgraf,DWenzelandDEtzrodt；2010IEEEInternationalSolid-StateCircuitsConference:Mixed-SignalIntegratedCircuitsforSelf-ContainedSub-CubicMillimeterBiomedicalImplants；EricYChow,SudiptoChakraborty,WilliamJChappell,PedroPIrazoqui中有所描述。然而，由于14/1000英寸导丝内部的尺寸限制，传感器需要具有仅约200微米宽×1mm长×200微米厚的尺寸。如上所述，此类小传感器通常基于由空气或真空分开的膜，而且在通过接地阻抗和导丝/身体并联电容检测生理血压范围中未提供足够的电容变化。可从上文提及的压力传感器获得的典型电容变化在10％的范围内，假设基础电容为10pF或更小，则电容变化等于1pF或更小。由于导丝和周围血液之间的并联电容为1000pF或更高，在不放大首先出现在传感器部位的信号的情况下，此类小电容变化不能直接检测。100％级别的更大电容变化和约1000pF的基础电容将是所期望的，以启动通过接地和外皮(电刷或电容)或夹片触点的直接检测，无需添加有源电子电路。

如期刊文章"Droplet-basedinterfacialcapacitivesensing,"LabChip,2012,第12卷,1110-1118页:BaoqingNie等(以证据A引入本文)中描述的液滴电容器将提供更大的基础电容和所需的灵敏度。本发明描述了减小此类液滴电容器的尺寸和将其安装至14/1000英寸导丝的方式。

本发明还设想出具有包括线圈和压敏电容元件的远侧部分的导丝的系统，该系统提供了共振电路，当处于患者身体血管内时，其共振频率对导丝外部的血压产生响应而变化。典型导丝远端处具有的松弛末端可用作共振电路的线圈或电感器。或者，微型化线圈可并入导丝。这样仅最多两个另外的小电气元件需要整合，并且导丝保持其初始机械处理特性。在其它实施方案中，陶瓷共振器代替电感器或电感器和电容式传感器。共振频率将通过附接到外皮或导管的一个电刷触点或者通过连接到导丝插入的导管或外皮内部的金属化层的电容和并入远侧外皮或导管末端的接地电极读取。

与美国专利申请公开No.2001/0051769A1中描述的装置和方法不同，本发明的此实施方案利用数量级降低流经患者身体的电流的完全被动传感器。另外，不需要附连到患者皮肤的接地电极，因为远侧外皮或导管末端上的接地电极用于闭合电路。这是具有优势的，因为流经患者的电流限制到电导率显著大于组织的血流中。

本发明设想出包括具有压敏电容元件的远侧部分的导丝的另一个系统，该系统提供了相移信号，当处于患者身体血管内时，该信号响应于导丝外部的血压而变化。典型导丝的松弛远侧末端可用作电容压力传感器的位置，以便通过使近侧导丝部分保持不变而使对导丝处理的影响最小化。这样仅一个另外的小电气元件需要整合，并且导丝保持其初始机械处理特性。

压敏电容元件可采取具有至少一个压敏膜的可变电容元件的形式，其施加到膜上导丝外部压力的量产生响应而改变电容。这些压敏电容器是熟知的，并且在JournalofMicromechanicsandMicro-engineering,第17卷,2007年7月:Afasttelemetricpressureandtemperaturesensorsystemformedicalapplications；RSchlierf,UHorst,MRuhl,TSchmitz-Rode,WMokwaandUSchnakenberg；SensorsandActuatorsA:Physical,第73卷,1-2期,1999年3月:Lowpowerintegratedpressuresensorsystemformedicalapplications；CHierold,BClasbrummel,DBehrend,TScheiter,MSteger,KOppermann,HKapels,ELandgraf,DWenzelandDEtzrodt；2010IEEEInternationalSolid-StateCircuitsConference:Mixed-SignalIntegratedCircuitsforSelf-ContainedSub-CubicMillimeterBiomedicalImplants；EricYChow,SudiptoChakraborty,WilliamJChappell,PedroPIrazoqui中有所描述。

然而，由于14/1000英寸导丝内部的尺寸限制，传感器必须具有不超过约200微米的宽度、约1mm的长度和约200微米的厚度的尺寸。常规小电容式传感器通常基于由空气或真空分开的膜，而且在通过接地阻抗和导丝/身体平行电容检测的生理血压范围内未提供足够的电容变化。可从上文提及的压力传感器获得的典型电容变化在10％的范围内，假设基础电容为10pF或更小，则电容变化等于1pF或更小。由于导丝和周围血液之间的并联电容为1000pF或更高，在不放大首先出现在传感器部位的信号的情况下，此类小电容变化不能直接检测。100％级别的更大电容变化和约1000pF的基础电容将是所期望的，以启动通过接地和外皮(电刷或电容)或夹片触点的直接检测，无需添加有源电子电路。

如上文所述，相移信号可通过附接到外皮或导管一个电刷触点读取。或者，相移可通过近侧导丝末端处的触点夹片和附接到患者身体或并入远侧外皮或导管末端的接地电极监测。

如本发明的一个实施方案中所述，通过患者上的膜片接地电极和近侧导丝末端的简单夹片传输至压力监测系统大大提高了临床实用性，因为导管可插入到导丝上，而无需先断开批量连接器柄部。这样导丝实际上用作导管插入的机械引导，同时用作血液动力学测量工具。由于污染滑环触点，压力信号读数错误的几率也降至最小，因为本发明不需要嵌入导丝的滑环触点。

用于本发明的电容式传感器可使用半导体技术制造。具体地讲，电容式传感器可采取尺寸为0.2X0.2X1.2mm(宽、深、长)或更小和0.5-5nF的电容的形式的MEMS电容压力传感器。电容MEMS压力传感器可由使用微加工、堆叠以及粘合在一起的多个硅片平行制造的两个电容器构成。一个电容器在装置(电容器1)的顶侧，另一个电容器在由块状硅分开的装置(电容器2)的底侧。电容器并联连接，并且电信号通过硅通孔到达传感器的一个侧面。在制造工艺中，SOI(绝缘体上硅)晶片可用于精确控制蚀刻步骤，并且在制造期间提供强大的处理装置。晶片的一个侧面上的金属垫片可用作焊剂、导丝连接或其它形式的导丝及其芯丝的电互联件。当两个电容器并联连接时，此类MEMS型电容式传感器设计为实现0.5-5.0nF的电容(总)。在第一电容器中，两个板通过指定的间隙分开，并且电容器的一个板保持固定(底板)，而另一个板通过施加的压力转向(顶板)。两个板之间是空气或真空间隙和具有高介电常数的电介质。在施加压力时，顶板通过空气或真空间隙转向，直到接触电介质。一旦顶板接触电介质，就接通电容器。随着压力的增加，顶板与电介质的接触面积增加。电介质的目的是显著增加顶部和底部电极之间可实现的电容。顶板和电介质接触之前的电容可忽略不计。装置的最小压力范围由顶板和电介质之间的最小接触面积确定。当达到饱和压力并且实现最大接触面积时，确定最大电容。随着顶板和电介质之间接触面积的变化，电容变化和电容的这种变化与施加的压力成比例。此物理现象对于第二电容器是相同的。需要高水平的电容以确保电信号可引导到身体的外部，同时在导丝连接时保持高信噪比。从而，装置可用于测量身体内部的压力。

附图说明

图1部分为根据本发明的无线压力传感系统的示意性透视图，部分为方框图。

图2部分为根据本发明，患者动脉中导丝远侧部分的示意性截面视图，部分为电路图。

图3为图1的无线压力传感系统的外部电路的电路图。

图4A和4B为示出两个共振电路的操作的两幅透视图，所述共振电路可表示本发明的传感器电路和检测器电路，其中图4A示出了共振中的传感器电路和检测器电路，因此示波器上示出了高电流，图4B示出了用附加电容器解谐的传感器电路，该附加电容器减少了进入检测器电路的电流，以及示波器上的电流。

图5为根据本发明的导丝远端部分的示意性侧视图，其根据本发明示出了实施松弛末端并且用作压力传感共振电路的电感器的线圈，还示出了电容器完成共振电路的可变电容位置。

图6为示出根据本发明的两触点型压力传感导丝系统的电路图。

图7为两触点型压力传感导丝的示意性侧视图，其示出了芯丝和海波管用作电导体的方式。

图8为三个不同的共振曲线系列，其表示不同的电容值和伴随的不同压力值。

图9基本上为根据本发明的外皮触点型压力传感导丝系统的电路图。

图10为图9中的电路图描绘的外皮触点压力导丝的示意性侧视图。

图11A为导丝远侧部分中的传感器共振电路图，其中该电路包括定值电容器和压敏电感器。

图11B为类似于图11A的图，其示出了由于响应周围压力增加而收缩的长度更短的电感器。

图12A为导丝远侧部分中的另一个共振电路图，该共振电路具有定值电容器和压敏电感器。

图12B为类似于图12A的图，其示出了由于响应周围压力增加而收缩的长度更短的电感器。

图13A为导丝远侧部分中的又一个共振电路图，该共振电路具有定值电容器以及借助于可替换铁磁体电感器芯的压敏电感器。

图13B为类似于图12A的图，其示出了响应周围压力增加而更大程度插入电感器线圈内部的芯。

图14部分为根据本发明的另一个无线或部分无线压力传感系统的示意性透视图，部分为方框图，其示出了连接到位于插入外皮远端的外部线圈的外部检测单元。

图15部分为根据本发明的另一个无触点压力传感系统的示意性透视图，部分为电路图，其中外部检测器包括无线电发射器。

图16为图15的无触点构造的示意图，其示出了近侧导丝末端作为相对(接收器)天线的方式。

图17为另一个无触点构造的示意图，其中检测器和导丝通过插入外皮电容性连接。

图18为承载根据本发明的共振电路电感器的粘性膜片的示意性透视图。

图19为具有根据外部流体压力而变化的多次有效卷绕的电感器或线圈的示意性侧视图。

图20基本上为根据本发明的压力传感导丝系统的电路图，示意性地示出了其用于测量血压目的在人患者中的部署。

图21是根据本发明的用于流体压力测量的音叉型MEMS共振器装置的图。

图22是类似于图20的电路图，但并入了图21的音叉型MEMS共振器装置。

图23是如本文参考图1-19所公开的可用于LC压力测量装置的多层陶瓷电容器的部分横截面的示意性侧视图。

图24是作为根据本发明的压力传感导丝系统的组件部分的电子信号处理电路的方框图。

图25是作为根据本发明的压力传感导丝系统的组件部分的另一个电子信号处理电路的方框图。

图26是定向耦合器的方框图，其示出了根据本发明的共振器并入共振电路的电子振幅监测电路的连接。

图27是根据本发明的用于在时间域中运行的压力测量共振电路的方框图。

图28是示出本发明的另一个实施方案的图，其中组件安装到14/1000英寸导丝内部。

图29是图28的导丝的远侧部分图，其示出了用于传感器的不同构造。

图30是图28的导丝的远侧部分示意图，其示出了另一个传感器构造。

图31基本上为示出根据本发明的主动脉内部导管远端的示意性侧视图，其中远侧导丝延伸至冠状血管。

图32是局部示意性透视图，其示出了根据本发明的外皮或导管和插入导丝的层。

图33是外皮或导管部分(接线器)近端的部分局部示意性正视图，其示出了根据本发明附接的外部电刷触点。

图34是根据本发明的外皮或导管部分(接线器)近端的示意性正视图，其示出了插入的导丝和附接到导丝近端的导丝扭矩装置，导丝与FFR系统电连接。

图35是图31的共振电路的电气图，其通过导丝的芯丝连接至相位检测系统并且接地电极通过血流连接。

图36是外皮或导管部分(接线器)近端的示意性正视图，其示出了通过管状接地电极将FFR系统连接至患者的血流的电路连接，该连接不需要外皮修改。

图37是根据本发明的导丝的图，其具有患者内部的电容式传感器并且电连接通过外皮触点和接地电极建立。

图38是图37的导丝的部分局部示意性透视图，其示出了导丝的松弛末端部分中电容式传感器的位置。

图39示出了寄生导丝/身体电容的体内相测量值的计算机显示屏。

图40示出了记录呼吸和心脏循环的寄生电容变化的体内相测量值的显示屏。

图41是阻抗参数的体内测量值的重要结果表。

图42示出了心脏和呼吸循环的血流阻抗变化的振幅测量值的显示屏。

图43和44是可用于根据本发明的压力传感系统的电容式传感器的透视图，其示出了顶侧和底侧，其中第一和第二电容器并联并且焊剂凸块是电互联件的一种形式。

图45是放大比例的示意性侧正面视图，其示出了图43和44连接至导丝的电容式传感器，其与远侧和近侧导丝部分电连接。

图46示出了图43-44的电容式传感器的2个电容器中的1个的截面视图，其描述了构成MEMS电容式传感器的电介质和导电层。

具体实施方式

如图1所示，压力传感导丝系统10包括在其远端部分11a具有传感器12和线圈14的导丝11。图5示出了形成压力传感共振电路的松弛末端线圈14和电容式传感器20的机械构造。导丝11可插入患者的心血管系统。小型柔性装置称为导管，该装置可在穿过患者血管和血管结构的导丝11上导向，例如到达损伤或患病血管的部位，如通常在介入性心脏病学中所实施。检测单元16具有可设置在共振电路附近的患者身体外部的接收器外壳16a，所述共振电路由传感器12和线圈14组成。在典型实施方案中，接收器外壳16a承载有可采取平线圈，尤其是印刷线圈形式的电感器25(图3)，该电感器可连接到患者的侧面，在冠状动脉介入的情况下大致在心脏的位置。此类印刷电路线圈有效地为一次性的。接收器外壳16a可接触患者的皮肤表面或引入患者。来自传感器12的信息由接收器(检测共振电路24，参见图3)通过人体(软或硬组织)无线检测。导丝11的主体11b整合传感器12和线圈14，可以是用于介入心脏病学或介入放射学的典型导丝(即，由无腐蚀性生物相容材料构成)，并且具有直径和足够柔韧性以及可弯曲性能够通过血管或血管结构，到达患者中的手术或诊断性靶部位(还可参见图5)。传感器12和检测单元16提供物理变量，尤其是该部位的血压的无线检测，从而消除了传感器和现有技术外部检测设备之间机械连接的需要。

图2更详细地示出了导丝11的远侧部分11a。远侧部分11a为整合到导丝远端处主体11b的圆锥形。传感器12包括安装到导丝，以检测导丝11周围血压的压敏元件18，还包括可变电容器20，所述可变电容器在本文中称为压敏电容元件。压敏元件18连接到可变电容器20或作为其部分，所述可变电容器的电容值随远侧部分11a周围的血液对元件18的压力值而变化。压敏元件18具有暴露到远侧导丝部分11a周围的血液21的外表面18a，并且可以例如通过弹簧从电容器20偏置。增加或减少对外表面18a的压力可从电容器分别来回移动压敏元件，距离的变化可使电容器20的电容值变化，从而导致共振电路23(图2)的共振频率变化，该共振电路由连接到线圈14的电容器20组成。更具体地讲，电容器20可包括第一板元件20a和第二板元件20b，其中后者相对于板元件20a和导丝11可移动地安装，并且连接或输送到压敏元件18，使得压敏元件的运动引起板20b和20a之间距离的变化。也可使用其它电容压力传感器，例如诸如SensorsandActuatorsA:Physical第73卷,1-2期,1999年3月9日,第58-67页中所描述或其中图46所示。

导丝远侧部分11a中线圈14和传感器12二者之一的位置可如图1所示，其中线圈比传感器12更远，或反之亦然，如图2所示。

线圈14提供可利用导丝远端处的线圈末端(或其部分)，通常称为松弛末端的电感。该电感器14和压敏电容器20形成共振频率随血压波动而变化的共振电路23。在其它实施方案中，电容器可为定值的，而线圈的电感根据周围的血压变化。这可通过根据周围血压改变线圈56或60的长度而实现，如图11A和11B或图12A和12B所示。在图12A和12B的方法中，线圈60的卷绕58响应在该方向施加的流体压力61而压入导丝的纵向或轴向。电感变化也可通过改变线圈有效卷绕数或通过改变线圈内部铁磁体芯66的位置而与周围血压相关联，如图13A和13B所示。

在图1至3的无线压力传感导丝系统的实施方案中，外部或体外电磁场响应通过检测单元16的外部共振(或检测器)电路24施加的电压而生成，所述共振电路包括电容器26和电感器(或线圈)25，如图3所示。当共振电路23和24二者调谐到相同的共振频率时，将发生从外部电路24到内部电路23的最大能量传递，所述内部电路安装在导丝11内部。电路23通过电容变化(由血压变化引起)的解谐将改变向外部电路24传输的能量。通过记录传输能量的变化，提供了血压记录，如通过电流传感器28提供。因此，压力值的检测无需通过近侧导丝末端处的导丝产生电连接，或通过使检测器单元16切换为只接收模式，所述只接收模式依赖于检测器电路16的电源切断后传感器电路12的自由振荡发射的非常弱的信号，如美国专利No.6,517,481中所描述。

检测电路24可设置在外壳16a中，并且电连接(如，通过导丝16b)到检测单元16，其提供电源并且在电路23和24的操作频率范围内改变共振电路24的频率，当电路23和24共振时，功率/电流监视器28的变化检测共振频率。

任选的，为了改善传感器电路23和检测器电路24之间的连接，检测器电路24的线圈25可位于插入外皮62内，而不是外壳16a，如图14所示。在使用图14的压力传感导丝系统期间，外皮62可位于患者的主动脉内部，远侧外皮末端可位于主动脉弓处，并且所有装置(导丝11、气囊导管等)推入外皮。这具有改善传感器电路23和检测器电路24之间的连接的优点。导丝11可包含芯丝，所述芯丝可由铁磁体材料加工，甚至进一步改善了连接，因为传感器线圈14和检测器线圈25围绕相同的铁磁体芯，如图14所示。

导丝11中仅提供了一个LC电路23：由导丝11的松弛末端11a中的导丝卷绕或线圈14和电容器20组成的电感L，所述电容器通过血压改变电容C。

远侧压力传感线圈或电感器的电感L可通过响应血压而移动导丝线圈68内部的铁磁体芯构件66来改变，该铁磁体芯构件与共振电路72中的定值电容器70连接在一起，如图13A和13B所示。或者，LC电路的共振频率可通过改变可变电感线圈的有效卷绕数而根据血压变化。该有效卷绕数的变化可通过卷绕-触点元件和线圈彼此相对移动而实现。根据图12A和12B中描绘的另一个方法，电感通过血压压缩线圈60而调整，如图12A和12B所示。线圈60的长度响应血压诱导的轴向力的变化用于改变线圈的电感。在另一个实施方案中，如图11A和11B所示，围绕线圈56的膜74通过周围的血压75在横向或径向方向上压缩。随着线圈56的卷绕78相对于导丝可移动地安装，以及膜74连接到卷绕，膜74的向内变形使卷绕78在导丝的纵向彼此侧向移动，从而改变线圈56的有效长度，并且改变与血压变化成比例的电感。

在本发明的系统10中，远程传感器的无触点检测通过外部检测器电路24通电时检测传感器电路23的共振频率而实现。检测操作的工作原理如下：外部高频率振荡器扫描整个频带。不同频率的电磁场在监测外部高频率振荡器的功耗时生成。传感LC电路23主要在其共振频率下吸收外部高频率振荡器的部分RF功率。外部振荡器提供的功率在外部电路24和传感电路23共振时将表现出变化。外部高频率振荡器功耗的该变化表示LC传感器12的共振频率，继而作为血压的指示。

检测单元16可具有检测功率变换发生时间以及在显示器上显示对应血压读数的电子器件。此类电子器件可具有可编程控制器或微处理器(或其它逻辑装置)，计算(或在存储器的表中查找)所检测共振频率对应的血压，输出在显示器上。共振频率与血压的关系可根据公式计算，或用电路23和24校准，以提供频率与血压关系的曲线或查找表，保存在电子器件存储器中，供以后使用。参见例如，监测材料特性可见于：Butler；SensorsandActuatorsA102(2002)61-66。血压监测过程可在介入性手术期间或按需要周期性地进行，以对病变的血压动力学意义分类，使得介入部位周围的血压得以准确测量。

检测单元16被构造用于通过检测共振电路23响应压敏LC电路元件的电感或电容变化而减少吸收的电磁能来检测血压变化。检测单元可编程为计算，或在表中查找对应于能量吸收减少量的压力。或者，检测单元16可使检测器电路24扫描之前共振频率附近的频率范围，从而挑选或检测新共振频率。然后检测单元16可报告新检测共振频率相关的新血压。

图4A和4B是示出两个共振电路之间的共振的两幅透视图，其示出了提供传感器电路123和检测器电路124的本发明的操作，所述传感器电路123对应于系统10的传感器电路23并且作用方式与其相同，所述检测器电路124对应于系统10的检测器电路24并且作用方式与其相同。为了进行示意性的说明，传感器电路123未以所需形式和前述构造示出。检测器电路124也可与所示出的形式不同。在每个图中，右边的电路示出了具有连接到电容器131的线圈130的传感器电路123，左边的电路示出了具有连接到电容器(未示出)的线圈132的检测器电路124，并且示波器的引线连接到检测器电路。图4A示出了共振中的传感器电路和检测器电路，因此示波器屏幕134上示出了该频率下的高电流。当此类共振电路处于所需形式和连接到检测器电路的构造时，频率振荡器(未示出)会变化，直到示波器上观察到高电流(即，当两个示出的电路共振时，检测器电路24功耗变化)。为了示出压力(以及电容)变化，图4B示出了用连接到电容器131的附加电容器132解谐的传感器电路，其减少了检测器电路中的电流，因此目前示波器屏幕134上观察到的电流减少。由于具有线圈130的LC电路23中电容器132和131的组合电容，振荡检测器电路的频率目前不同于传感器电路的新共振频率。

从前述描述可以看出，无线压力传感导丝和检测器的提供将显而易见。根据本发明对本文所述设备、方法和系统的变型和修改毫无疑问对本领域的技术人员将显而易见。

图6是显示出两触点压力导丝型结构的电路图。远侧导丝末端的共振传感电路80与上述无线型电路相同。与无线确定共振频率的变化相反的是，利用近侧导丝末端86的两个触点82和84。

图8示出了电容值约13pF的屏幕ffr1中、约8pF的屏幕ffr2中以及约7pF的屏幕ffr3中共振频率的变化。约5至6pF的变化表示该实验中的生理压力范围，可使血压值的检测不出差错。图7示出了典型导丝组件，其用作电导体，以避免不得不将附加电导丝整合到导丝结构中，该整合会对导丝处理产生负面影响。可商购获得的压力传感导丝的失能导丝处理表示对广泛使用的压力传感导丝的显著屏障。如图7所示出，导丝处理可等于仅需要2个电导体的非压力传感导丝，该电导体为海波管88和芯丝90的标准导丝组件的同轴形式。芯丝90连接到LC压力传感电路91的电容器87和电感器或线圈89。

图9示出了对使用者来说似乎无线的可供选择的构造，因为近侧导丝末端92不需要连接到连接器柄部。它代替外皮94作为介入性手术的部分，包括连接到导丝98近侧末端92的刷触点96，而导丝的远端100通过电极102与患者P电接触，该患者继而通过地电极104连接到地电位。该接地技术广泛用于RF消融手术，从RF电极至接地的典型阻抗为约100Ω。从图8中可以看出，对于本文所述的压力导丝构造，共振频率在10MHz范围内(与RF消融的KHz范围相比)，该频率使接地串联阻抗减少至可忽略值，因为患者身体的大多数电容阻抗与1/f成比例。远侧导丝末端100的LC共振电路106通过导丝98远侧末端的电极102连接到患者P，该患者通过地电极104连接到地电位。共振电路106的另一个末端连接至近侧导丝体98海波管和/或芯丝或实心近侧导丝部分。导丝98的近端部分92未绝缘，以便接触外皮内的触点刷96，如图10所示。在导丝处理未失能的两触点型中，这具有相同的优点，因为标准导丝组件(海波管和/或芯丝)用作电导体，避免了附加电导丝的插入。

在另一个实施方案中，无线连接使用外部无线电发射器112实现，如图15所示。外部无线电发射器112的天线114与近侧导丝末端116相互作用，所述末端用作接收器天线，如图16所示。除通过天线连接之外，该构造如无线系统10所述与检测器单元16和导丝11共同发挥作用，如图1所示。

在又一个实施方案中，导丝11中检测器单元16和共振电路23之间的连接以电容性实现，如图17所示。插入外皮118可配备有特殊金属层，其作为一个电容性电极，而近侧导丝部分120插入作为相对电极的外皮。除特殊金属层之外，可利用用于扭矩的金属编织物多个外皮。

如图18所描绘，外部或检测器共振电路32可包括可连接到患者介入部位附近的印刷一次性线圈34。线圈34可嵌入具有粘合剂层38和可移除覆盖片40的聚合物材料条36。LC共振电路32的电容器42可设置于条36中，或在其上分开。

如图19所示，导丝上的共振电路可具有可移动电触点44，所述电触点可相对于线圈46移动，使得外部流体(如，血液)的压力48变化使触点相对于线圈移动，并且改变线圈的有效长度50，从而改变线圈的电感以及伴随的共振电路的共振频率。可移动电触点44连接到响应外部流体压力48变化而相对于导丝移动的板或盘52。

1.具有电容式传感器的共振器

图20示出了在导丝298的远端部分200靠近导丝的导电末端202处彼此靠近连接的共振器206和电容式传感器207。

共振器206是来自氮化铝或另一种陶瓷材料的陶瓷元件，它们用于精密振荡器时产生类似于石英晶体的共振。然而，与石英晶体相比，共振通常更宽，并且它可通过可变电容在更宽的频率范围拉伸。陶瓷共振器也可以更小的形状因子制造，以允许整合到小型14/1000英寸导丝。它们不易受到机械损伤。靠近金属不对共振器的特性产生不利影响。无论传感器207还是共振器206作为更远侧元件均无差异。接触导丝单一性与近侧导丝末端处的单个收缩触点一致，因为不需要有源电源电压。或者，共振器206可定位于电容式传感器207附近。

图20示出了近端部分292在外皮294内部的导丝298。接触点296在患者P外部的近侧外皮部分(接线器)中。共振电路包括身体接触接地电极204。

另一个实施方案是并联共振电路，其中电容式传感器207与共振器206并联连接。这通常比串联连接更为不利。

又一个实施方案是共振电路与系统通过导丝内部或之上的另外导体丝连接(参见下文进一步讨论)。这消除了使用患者身体作为接地回路的需要，但主要由于需要外部触点，使得导丝制造和处理更加麻烦。传输方法可以是海波管内部的同轴中央芯丝，或其可以是螺旋型导丝中的两个绝缘股的不同方案。

外部系统中的电子电路如网络阻抗分析仪一样发挥作用。它测定整个导丝组件的振幅和相并且测定任何给定时间发现共振的位置。流入导丝的RF电流对施加的RF电压的相移通常比仅测定电流振幅的峰值的方法更精确。频谱中共振的位置表示局部压力。通常需要线性化。

施加到电容式传感器207的压力将改变其电容。这继而使共振器的共振偏移。外部系统可通过监测流入导丝的RF电流的相、振幅或它们二者来检测此类共振移动。

2.用于直接压力感测的MEMS共振器

图21和22示出了材料类似于图20中的传感器的传感器210。然而，传感器210更长，并且如一个或多个微型音叉一样运行。该实例示出了类似于SandiaNationalLaboratories(Olsson，2012年12月)提出的用作加速计的两叉型。

本发明旨在不作加速计使用MEMS(微机电系统)传感器210，其中质量横向加速，并且延长一个音叉同时缩短另一个音叉。相反，传感器210设计为测量施加到中央板212使两个陶瓷音叉214和216保持在一起的压力。膜218提供用于防止陶瓷和患者血液之间的接触。两个电极或触点220和222提供与导丝298的导电连接。

共振可以上文讨论相同的方式外部测量。当使用此类共振器210时，电容器、电感器或任何其它组件不必处于导丝298中。在制造导丝时，这大大降低了复杂性和成本。

增加压力223会进一步向下推动中央板212，拉紧两个音叉共振器214、216，使其延伸。这导致它们的共振频率偏移，并且此类偏移可通过外部系统检测。共振器210需要具有相当低的阻抗，以使得来自血液周围的导丝298的绝缘部分的大寄生电容不会过度削弱共振的检测。

另一个实施方案是MEMS传感器通过导丝内部或之上的另外导体丝连接到系统(下文详细讨论)。这消除了使用患者身体作为接地回路的需要，但使得导丝制造和处理更加麻烦。传输方法可以是海波管内部的同轴中央导丝，或其可以是螺旋型导丝中的两个绝缘股的不同方案。

3.陶瓷压力感测

图23示出了具有多个电容板226(例如镍)的夹层陶瓷结构224，该板以交织阵列处于具有铜端头232、234的两个导电环氧树脂面板228和230之间，形成多层陶瓷电容器或MLCC。此类多层陶瓷电容器224由AVX/Kyocera制造。典型的陶瓷材料为钛酸钡。多个此类电容器具有不期望的颤噪副作用。当暴露于AC电压时，它们可发出可听见的噪声。由于效果是可逆的，外部压力波236可改变电容并且还生成AC电压。此电容变化或电压可通过电子器件以多种方式感测，例如以生成的AC信号直接感测或使用共振电路内部的电容器224间接感测，其中如果电容足够大，感应组件可设置为远离电容器(例如检测器系统内部的导丝外部)。

由于微型化电子器件例如移动电话的快速发展，这些陶瓷结构可用于越来越小和越高的电容变化，行业目标是提供更高的电容/体积密度。因此，层的数量逐渐增加。以下事实有助于此趋势的发展，现代IC的电源电压落入较低值，因此需要的电容器的额定击穿电压较小。即本发明的有利之处在于其减小了压致电容变化信号的源阻抗，因此增加了导丝作为传感器的情况中仅需要这一个电容元件的几率。信号可使用上文关于图1-19描述的相同方法提取。电子系统可测量电容、生成的信号或它们二者。

在多层陶瓷电容器(MLCC)224用于如上文关于图10-19公开的导丝携带压力测量LC电路的情况下，MLCC224优选地是具有非常高的密度并因此具有高电容的MLCC。此类高电容需要大电感，如果整合到小导丝并非不可能的话，这将是困难的。解决方案是分离电感并将电感批量置于导丝外部。这个相同设计可用于任何具有电感的导丝安装电路，该电感需要部分位于导丝远端。

4.FFR电子系统

图24描述了适于检测共振器206、210中以及基于电感器-电容器的FFR导丝(图1-19)中的共振的电子系统238的一个实施方案。以下说明特别指图20和22的导丝系统。仅示出重要的组件，支持函数例如电源或本领域技术工程师已知的计算机算法。

可控RF发生器240将固定频率的RF信号发送至导丝298，并且传感电路242测量振荡器输出和流入导丝的电流之间的相移。发生器240可以是可通过模拟或数字系统控制的任何类型。锁相环路(PLL)过去是通用的，但由于频率的快速控制，直接数字合成(DDS)成为更现代的方法。出于安全分离的目的，感测RSENSE处的电流，并且通过变压器发送TSENSE。

计算机244向可控发生器240发出命令，使其移动到保证低于导丝298中的共振的某些频率。然后计算机244向发生器240发出命令，逐渐增加其频率，直到达到发生器输出和电流感测信号之间的所需相移，该电流感测信号在RSENSE处输出。随后可再次调整该相移，以补偿各种漏电电容从导丝至其周围环境的电容漂移。

相位检测器246测量相移，并且其模拟输出通过转换器或数字转换器248数字化。相位值随压力移动，但不呈线性关系。双向通用串行总线(USB)或局域网(LAN)接口250与计算机252(任选的与计算机244相同)通信。计算机252可通过接口250和控制器254执行计算机244的功能。计算机252使相信号对压力线性化，并且以波动图或任何其它所需形式显示压力。LAN接口250可为有利的，因为其电隔离并允许计算机252处于远程位置，例如通常存在于医院中两个导管实验室之间的共享控制空间。然后现有的医院基础设施可用于数据转移。与其它常见活动相比，数据的带宽非常低，小于5kbit/sec。

电子器件的另一个实施方案是仅通过使用定向耦合器256(图26)测量振幅。当使用具有非常窄的频率响应的共振器时，这可为充分的。定向耦合器256在接收或输入端口P1处连接至直接数字合成类型的例如固定频率发生器。在传输或输出端口P2，定向耦合器256连接至包含共振器的导丝(如图20和22所示)。在分离端口P4，定向耦合器256连接至信号处理计算机，用于监测振幅变化。定向耦合器256的另一个端口P3不用于此应用。接地回路是所有端口通用的。

电子器件的又一个实施方案(图27)是在时间域中运行。此处，使用脉冲振荡器258，以便仅发出脉冲串。然后系统的接收器260听信来自导丝(264)中共振电路的振铃。如果存在涉及上述等幅波方法的干涉作用，则此方法被证明是有利的。如果共振处于合适的频率，则脉冲串振荡器258可在免费授权工业-科学-医学(ISM)频段中运行。图8示出了可通过传输/接收器切换器262交替连接至导丝264的短脉冲发生器258和接收器/处理器电路260。

图25示出的另一个电子处理系统266补偿天然存在于带涂层的导丝和患者或受试者的身体之间的漏电电容变化。当导丝来回移动或推动时，这些电容发生变化。

如图24的实施方案所示，处理系统266的第一部分268是感测压力的相位检测电路。相位检测电路268具有与图24中相同并且具有相同的参考名称的组件。处理电路部分268在低于第二电路部分270的频率下运行，并且设计为对用于第二部分270的频率不灵敏。导丝移动将使导丝272中的漏电电容C_漏电变化，导致压力变化显示错误。为简明起见，图片可省略设定两个部分的光谱灵敏度的滤光器，并且本领域的技术人员可轻松地设计，因为它们基本上仅仅是LC滤光器。移相器274和274'是必须的，因为大多数普通相位检测电路每180度都会经历模糊，并且当过于接近180度相移及其倍数运行时会产生不准确性。

图25中的第二或上部电路部分270具有的组件类似于图24的电路的对应组件，并且与主要标记具有相同的参考名称。电路部分270在更高的频率下运行，通常大于1.6MHz，以避免来自AM无线电频段的噪声。由于导丝272中的电感器L_导丝，第二电路部分270基本上仅对漏电电容C_漏电而不是压力测量电容C_传感器灵敏。因此，在上部或局部电路部分270收集的相信息将表示漏电电容C_漏电。然后此信息可用于系统软件，以补偿漏电电容C_漏电变化产生的错误压力变化量信息。由于漏电电容C_漏电的变化，这基本上中和了压力测量值的变化，并且大大改善了临床设置中系统的压力读取准确度，其中导丝移动是测量血流储备分数的日常程序的一部分。

因为计算开销和数据传输速率较低，还可能使用手持装置，例如智能电话或平板计算机。甚至数据通过常规数字语音数据通道(蜂窝网络)的传输也是可行的。如果该技术被考虑用于其它目的例如战场用途，则这可开发选项。

如图28所描绘，电容压力传感导丝500包括其远端部分具有管状电容式传感器510和线圈512的导丝芯丝501。圆柱形传感器510利用芯丝501作为内传感器电极。内部金属化的管状聚合物构件502作为外部电极和压力感测膜。优选地，该管状聚合物构件502具有可变壁厚，当施加压力时，可使柱体采取椭圆形或卵形。这样传感器510对压力变化的灵敏度将增加。电解质503设置于内电极或芯丝501和管状外部电极502之间。空气间隙504允许电解质503和外部电极502以及内电极501之间的接触面积根据外电极502处施加的压力而变化。电解质503和空气间隙504由一对聚合物间隔环514和516封闭或限定。如通常介入性心脏病学的实施，导丝500可通过血管和脉管结构插入患者或受试者的身体，例如损伤或患病血管的部位，而无需先从近侧导丝部分断开触点柄部。导管可沿患者身体中的导丝被引导。

如图28中进一步描述，线圈或电感器512设有铁氧体磁芯518，并且设置在芯丝501的分开部分之间。线圈512通过连接器520和522电连接至芯丝501的部分。导丝500的远侧末端524具有聚合物涂层526，如有必要，所述涂层被金属化用于使整个远侧末端导电。另外远侧末端524具有与常规介入性导丝包括松弛线圈结构528相同的构造。

具有其金属化内径的管状聚合物构件502可以一定角度切割，以便像垫片一样电结合。导丝501设有至少线圈512和电容式传感器510之间的聚合物涂层530，以使得远侧上的线圈仅用于RO。外部连接532可以是设置于线圈512上并且结合到芯丝501的Kapton管。

图29示出了导丝500远侧部分的不同构造的电容式传感器540。此处电容式传感器540包括具有圆锥形部分548并且形成传感器的内电极的芯丝541。外电极542是基本上外形固定以使得在周围血压下不变形的管状构件。压敏膜545以横向或横截形式安装于传感器540的远侧或前端。施加到该膜545的压力546将使膜变形，并从而改变电解质543占据的体积。由于电解质/电极接触面积变化导致的电容变化不同地压缩了空气体积544。电容变化通过内电极541的圆锥形部分548增强，其使每体积移动的表面变化(电解质/电极)增大。

导丝500远侧部分中的线圈512和传感器510或540的位置可如图28所示，其中线圈512的定位比传感器更近，或反之亦然。

图30示出了又一个不同的具有等容芯丝551的电容器构造550。压力传感膜555、556安装在圆柱形电容器550的近侧和远侧。膜555、556根据周围血压的大小可变地变形，从而改变电解质体积553(与一个或多个气阱554的体积相比)以改变电解质553和电极552之间的接触面积。沿着内表面金属化的外部管状电极552不响应于周围压力的变化而改变其构造。

在又一个实施方案中，将导丝芯丝形成的外电极和内电极之间的空间最小化至100微米直径或更小，并且电解质主要保存于电容器近侧或远侧(或者它们二者)的压敏空间部分。压敏空间连接至电容器，使得当压敏贮存器压缩时电解质可移动至电容器的外电极和内电极之间的空间。与图29的结构相比，该构造允许甚至进一步增加灵敏度。

参照图31，本发明包括具有由电容式传感器612及其远端部分的线圈614组成的共振电路610的导丝601。共振电路610连接至导电末端或接地电极603，该导电末端或接地电极使共振电路与患者的血流电连接。通过血流与另一个接地电极604连接，该接地电极安装到外皮或引导导管602的远侧部分上。在本发明的该实施方案中，由于血液路径根据病变位置由大约5至20cm的相对较短长度构成，并且由于血液比组织的导电性更好，将接地电极603和604之间的电阻最小化。与外部接地电极的方法相比，除最小化电阻之外，此方法提供了不必将外部接地电极连接至患者的便利，使该程序更简单、更迅速。最后但并非最不重要的是，此方法提供了如下优势：通过患者的血流进行短连接，无需将生命器官如心脏作为导电通路的一部分。这是有问题的，尤其是其中如美国专利申请公开No.2001/0051769/A1和美国专利No.7,645,233B2中所述传感器有源供电的方法中。在不同的实施方案中，远侧外皮或导管末端处的接地电极(604)可安装到柔性管的远端，该柔性管插入外皮或导管(602)。这明显具有可利用使用者喜欢的任何类型的外皮或导管的优势。

图35示出了由接地电极603和604之间的电路路径Z-血液组成的整个系统的电连接，共振电路610连接至一个侧面上的导丝601的芯丝616和另一个侧面上的远侧导丝接地电极604(在远侧安装到外皮或导管上或插入导向装置或外皮的管)。相位检测系统618连接至导管或外皮602的远侧接地电极604和导丝601的芯丝616，并且在上文关于图20-27详细描述。

图33示出了在外皮或导管602的近端或接线器处通过电刷触点606使导丝601的芯丝616与FFR(血流储备分数)系统连接的一种方式。电刷触点606是附接或连接605的一部分，所述附接或连接设计为插入外皮或导管602的接线器。引线或导丝617从附接或连接605延伸至FFR系统。液体管道或管619延伸至接线器622，用于引导近侧压力传感器的流体流。

或者，电刷触点606可整合到接线器。在又一个实施方案中，电刷触点可在近侧安装到待插入导向装置或外皮602的管。

图34示出了不同的实施方案，其中电连接至FFR系统通过附接到导丝601的芯丝616近端的导丝扭矩装置607进行。

图32示出了导丝601的芯丝616与外皮或导管602电连接的另一个实施方案。在这种情况下，作为一个电容器电极的不锈钢编织物620和作为相反电容器电极的导丝601的芯丝616之间的连接通过电容实现。编织物620是聚四氟乙烯或其它聚合物材料内层624和软尼龙或类似聚合物材料外层626之间的夹层结构。两个互相绝缘的导体(未示出)沿着外皮或导管602分别从血液电极604和不锈钢编织物620延伸至FFR系统。代替利用外皮或导向装置602的编织物620，可插入金属化管(未示出)，以创建导丝601的芯丝616的相对电极。

如通常在介入性心脏病学中实施，导丝601可插入患者的身体，例如通过血管和脉管结构插入损伤或患病血管的部位。导管可在如此插入的导丝上推进。图32的电容连接方法和图33示出的外皮电刷触点606允许导管插入，而无需从近侧导丝末端断开电触点柄部。这允许FFR测量值无缝拟合至介入性手术。

导丝601远侧部分中的线圈614和电容式传感器612的位置可如图31所示，其中线圈614比传感器612更远，或反之亦然。线圈614提供可利用导丝601远端处的线圈末端(或其部分)，通常称为松弛末端的电感(528，图28)。该电感器614和压敏电容器612创建共振频率随血压波动而变化的共振电路610。如上文关于图28-30所述，典型的真空或充气电容器不能驱动身体组织表示的载荷。为了拟合典型的14/1000导丝的最小尺寸要求，并且提供足够的可通过身体和芯丝导电检测的电容变化，利用电解质电容器510、540、550。在另一个实施方案中，电容器612可具有固定值，而线圈614的电感根据上文关于图1-19描述的周围血压而变化。在又一个实施方案中，共振电路610可被陶瓷共振器206代替，该陶瓷共振器的共振频率根据上文关于图20-27描述的周围血压而改变。

血压监测过程可在介入性手术期间或按需要周期性地进行，以对病变的血压动力学意义分类，使得介入部位周围的血压得以准确测量。

从图31-36的前述描述可以看出，明显的是提供准无线压力传感导丝和检测器。根据本发明对本文所述设备、方法和系统的变型和修改毫无疑问对本领域的技术人员将显而易见。

图31示出了利用典型导丝组件作为电导体，以避免不得不将附加电导丝整合到导丝结构中，该整合会对导丝处理产生负面影响。可商购获得的压力感测导丝的受损的导丝处理代表对广泛使用的压力感测导丝的显著屏障。如图31所示出，导丝处理可等于仅需要2个电导体的非压力传感导丝，该电导体利用标准导丝组件、芯丝和远侧末端。

图35示出了对使用者来说似乎无线的电气构造，因为近侧导丝末端不需要与连接器柄部连接。相反，外皮或导管602作为任何介入性手术的一部分，包含图33示出的电刷触点606，以连接至导丝616的近端，而导丝的远端与患者电接触，该患者通过接地电极604连接至地电势，该接地电极安装到如图31示出的外皮或导管602的远端。外部膜片电极接地技术广泛用于RF消融手术，从RF电极至地的典型阻抗为约100Ω。共振电路610的其它末端连接至导丝体或芯丝616。导丝616的近端部分未绝缘，以便接触外皮602内的触点刷606，如图33所示。这是具有优势的，因为由于标准导丝组件(芯丝和远侧末端)用作电导体，避免插入另外的电导丝，从而未使导丝处理受损。

图36示出了其中接地连接通过导电柱或管608建立的又一个构造，所述导电柱或管插入外皮或导向接线器622，与外皮或导向装置602内部的流体柱以及患者的血流接触。与图31示出的方法相比，这是具有优势的，因为外皮602不需要通过永久接地电极(604)修改。导电柱或管608可以是将近侧导丝末端推入外皮622或导管602的接线器的导电柱形管，或由2个连接的半壳组成，使得导电柱可在导丝周围打开和关闭。在任一种情况下，导电柱或管608通过导丝628连接至FFR系统的接地端子。图36还示出了通过导丝扭矩630的连接，所述导丝扭矩在一个侧面上电连接至导丝芯丝616，而在另一个侧面上通过导丝632电连接至FFR系统。

如图37所描绘，本发明包括其远端部分具有电容式传感器906(图38)的导丝900。电容式传感器906连接至导电末端或接地电极902，该导电末端或接地电极使电容式传感器与患者的血流电连接。通过血流连接，使外部接地电极904附接到患者。在传感器近侧，导丝与具有绝缘材料薄层或涂层的身体电隔离。在本发明的该实施方案中，接地电极902和904之间的阻抗为大约小于30Ω。本发明可容忍最高至数千欧姆的值，使得甚至小于消融手术所用膜片电极也是可行的。在其中如美国专利申请公开No.2001/0051769A1和美国专利No.7,645,233B2中所描述的传感器906有源供电的方法中，此连续阻抗可为有问题的，但在本发明中则没有意义。另一个关键寄生因子是导丝/身体(血液)阻抗。电容式传感器906需要具有约大于寄生导丝/身体电容的数量级的电容。从图39可以看出，已在体内证实导丝/身体电容在300至400pF的范围内。只要传感器产生的电容变化在nF范围内，导丝移动大约30pF(参见图39的中间迹线)时，该寄生电容的另外变化没有意义。图40示出了心搏和呼吸对寄生电容的影响。该变化在pF范围内，并且不会影响在nF范围内的给定电容变化的压力测量。图37示出了由接地电极902和904之间的血液-身体电路路径Z-血液/身体组成的整个系统的电连接，电容式传感器906连接至一个侧面上的导丝900的芯丝和另一个侧面上的远侧导丝接地电极902。相位检测电路组件908通过触点996或直接通过导丝900的近侧芯丝996连接至外部患者接地电极904和导管或外皮994。

相位检测电路908本质上如网络阻抗分析仪一样运行，以检测电容变化。其以非常快的顺序通常100次/秒或更快测量相和振幅。与经典的阻抗分析仪相比，相位检测电路908测量所关注的未扫描但同时出现的全部频谱，通常为2kHz至10kHz。相位检测电路908使用复杂快速傅立叶变换方法(FFT)或类似的计算法。

图42示出了心脏和呼吸循环的阻抗变化，并且是振幅而不是相测量值。这可用于两个目的。系统必须自动查找其中对所显示的压力值具有最小影响的阻抗变化的频率，并且监测该振幅信号允许其根据需要进行操作。此外，该信号允许在不存在其它合适的设备例如在急救中的情况下进行重大病征的基本监测。

导丝900可插入患者的身体。导管可沿插入患者身体的血管和脉管结构的导丝900导向，例如到达损伤或患病血管的部位，如通常在介入性心脏病学中所实施。图37示出的外皮电刷触点996允许导管插入，而无需从近侧导丝末端断开电触点柄部。这允许FFR测量值无缝拟合至介入性手术。或者，夹片触点易于移除并附接到近侧导丝末端。日常还使用导丝扭矩柄部，并且这些可用于同时提供近侧电导丝触点。

电容式传感器906在导丝900的远侧部分中的位置可示出于图38中，其中传感器定位于导丝的线圈部分，通常称为松弛末端。电容变化在pF范围内的典型真空或充气电容器不能驱动身体组织表示的载荷。为了拟合典型的14/1000导丝的最小尺寸要求，并且提供足够的可通过身体和芯丝导电检测的电容变化，利用含电解质电容器，例如上文关于图28-30描述的电容器510、540或550。

如图43-46所描绘，用于实施电容式传感器906的MEMS传感器702，或者本文所公开的任何可变电容电容式传感器，包括示例性尺寸为0.2×0.2×1.2mm(宽、深、长)和电容范围为0.5-5nF的两个并联电容器704和706。随时间推移产生的改善电介质可产生甚至更高的电容范围。离子植入电极形式的电容器704(图46)的两个板708和710(图47)通过指定的空气或真空间隙712分开，并且电容器704的一个板保持固定(底板710)，而另一个板通过施加的压力转向(顶板708)。在两个板之间设置有空气间隙712(空气、真空或理想气体)和高介电常数(2000-15000或更高)的电介质714。电介质714可为BaTi03、CaCu3Ti4012或类似的材料。随着压力的施加，顶板708通过空气间隙712转向，直到接触电介质层714。一旦顶板708接触电介质714，就接通电容器704。随着压力的增加，顶板708与电介质714的接触面积增加。电介质714的目的是显著增加顶部和底部电极708和750之间可实现的电容。顶板和电介质接触之前的电容忽略不计。电容与电介质的关系由下式给出：

电容＝(er*e*A)Ih

其中e为电容率，er为介电常数，A为板面积并且h为板之间的距离。装置的最小压力范围由顶板708和电介质层714之间的最小接触面积确定。当达到饱和压力并且实现最大接触面积时，确定最大电容。随着顶板708和电介质层714之间接触面积的变化，电容变化和电容量的变化与施加的压力成比例。此物理现象与第二电容器706的相同。

顶板和底板708和710的电极可由掺杂硅、铂或其它合适的材料制造。顶板708使用反应离子刻蚀(RIE)工艺制造，将隔膜(0.7-3微米厚)蚀刻为SOl(绝缘体上硅)晶片膜。所得的支架创建了两个板之间的分离，并且定义顶板电极708和电介质层714之间的间隙712。创建支架的可供选择方法是沉积氧化物层或使氧化物层生长，并且通过光刻和蚀刻装置使其图案化。SOl晶片的柄部部分在传感器制造期间提供，以改善处理稳健性，并且厚度大于100微米，但在优选地实施方案中厚度为约300微米。底板710和电介质层714位于块状或SOl硅片716上。底板电极710通过掺杂硅片或使铂或其它合适的金属沉积于晶片上来制造。电介质层714沉积于底板电极710上。然后使包含顶板708、电极和支架的第一晶片粘合到包含底板710、电极和电介质层714的第二晶片。根据类似的程序，通过添加制造用于电互联件的硅通孔步骤来制造第二电容器706。

在优选地实施方案中，熔合粘合用于粘合两个晶片，创建单一电容式传感器702。为了创建良好的熔合粘合，使薄氧化物层在第一(顶部)和第二(底部)晶片上生长。该氧化物层优选地为500埃或更小。然而，可供选择的装置例如玻璃料或弹性材料可用于使两个晶片粘合在一起。

在优选的实施方案中，在第一和第二电容器704和706熔合粘合在一起后通过离子植入或扩散掺杂硅膜来制造顶板电极，并且通过干法或湿法蚀刻移除柄部晶片和氧化物。这是可以实现的，因为膜的厚度为例如1-2微米。第二电容器重复该步骤。向顶部电极掺杂硅的替代形式是在熔合粘合之前沉积铂或其它合适的导电材料。

在优选的实施方案中，电互联件在传感器的一个侧面(顶部或底部)上。对于导丝粘合、焊剂凸块、银环氧树脂其它电互联件装置，沉积或电镀合适的金属化和屏障。使用电互联件的替代形式是无线通信系统，例如但不限于感应线圈和上述共振频移遥测法所需的电路。

在电互联件的相对侧，传感器边缘上SOl晶片的氧化物保持完整，移除电容器隔膜上的中央部分。当传感器附接到导丝或其它医疗工具时，这创建了防止安装工具如真空末端接触灵敏隔膜的短支架。电容器704和706并联连接，并且其电信号通过硅通孔718通向传感器702的一个或两个侧面。

在又一个实施方案中，电容式传感器906可采取陶瓷共振器的形式，即上文关于图23讨论的多层陶瓷电容器224或MLCC。此类多层陶瓷电容器由AVX/Kyocera制造。典型的陶瓷材料为钛酸钡。多个此类电容器具有不期望的颤噪副作用。当暴露于AC电压时，它们可发出可听见的噪声。由于效果是可逆的，外部压力波可改变电容并且还生成AC电压。此电容变化或电压可由电子器件以多种方式感测。例如以生成的AC信号直接感测或使用共振电路内部的电容器间接感测，其中如果电容足够大，感应组件可保持远离电容器(例如检测器系统内部的导丝外部)。

由于微型化电子器件例如移动电话的快速发展，这些陶瓷结构可用于越来越小和越高的电容变化。行业目标是提供更高的电容/体积密度。因此，层的数量逐渐增加。以下事实有助于此趋势的发展，现代IC的电源电压下降到较低值，因此需要的电容器的额定击穿电压较小。即本发明的有利之处在于其减小了压致电容变化信号的源阻抗，并因此增加了导丝作为传感器的情况中仅需要这一个电容元件的几率。

血压监测过程可在介入性手术期间或按需要周期性地进行，以对病变的血压动力学意义分类，使得介入部位周围的血压得以准确测量。

从前述描述可以看出，准无线压力传感导丝和检测器的提供将显而易见。根据本发明对本文所述设备、方法和系统的变型和修改毫无疑问对本领域的技术人员将显而易见。

图37示出了利用典型导丝组件作为电导体，以避免不得不将附加电导丝整合到导丝结构中，该整合会对导丝处理产生负面影响。可商购获得的压力传感导丝的受损的导丝处理代表对广泛使用的压力传感导丝的显著屏障。如图37所示出，导丝处理可等于仅需要2个电连接的非压力传感导丝，该电导体利用标准导丝组件、芯丝和远侧末端。

膜片电极(904)接地技术广泛用于RF消融手术，从RF电极至接地的典型阻抗为约100Ω。共振电路的其它末端连接至导丝体或芯丝。导丝的近端部分未绝缘，以便接触外皮内的触点刷，如图39所示。这是具有优势的，因为由于标准导丝组件(芯丝和远侧末端)用作电导体，避免插入另外的电导丝，从而未使导丝处理受损。或者，可利用夹片触点或导丝扭矩装置触点。另一个接触方法可以是导电无菌液体或凝胶型触点套管，因为允许的接触电阻可易于为100Ω或更多。

相位检测电路908通常可包括被构造用于监测电流相位变化的电子信号处理电路。信号处理电路优选地包括振荡器、电流传感器、相位检测器、数字转换器和接口，该接口可操作地连接至计算机装置。振荡器可为直接数字合成发生器。

相位检测电路908测量整个导丝组件的相，并且测定任何给定时间电容式传感器906的电容，该电容表示局部压力。线性化可为必须的。振荡器是RF发生器，其将固定频率的RF信号发送至导丝900，并且电路908测量振荡器输出和导丝流入的电流之间的相移。振荡器/发生器可以是可通过模拟或数字系统控制的任何类型。锁相环路(PLL)过去是通用的，但由于频率的快速控制，直接数字合成(DDS)成为更现代的方法。

相位检测电路908可包括计算机或微处理器，其向可控制振荡器/发生器发出命令，使其移动到某些频率。然后计算机或微处理器向振荡器/发生器发出命令，逐渐增加其频率，直到达到发生器输出和电流感应信号之间的所需相移。随后可再次调整该相移，以补偿各种漏电电容从导丝900至其周围环境的电容漂移。

值得注意到是，本发明的任一实施方案的各种元件均可用于在功能上代替其它实施方案中的模拟组件。例如，电容压力传感器20、207、612和906(分别地，图2、20、31和37)中的任何一者在特定情况下可通过多层陶瓷电容器224(图23)或含电解质电容器510、540、550(图28-30)或MEMS电容器702(图43-46)实施。用于将患者内部的压力测量电路连接至患者外部的检测组件和辅助电路的任何一个实施方案的电路组件和电路可被其它实施方案的类似目的组件和电路代替，如图31的脉管内电路路径(以及图32-36示出的其变型形式)，其包括芯丝601，并且电极603、604可与图20的共振器206和电容器207或图21和22的陶瓷传感器210一起使用。图24和25的处理系统238和266可用于本文所公开的任何压力测定共振电路。

Claims (84)

1.一种用于检测内部器官中的流体压力的系统，其包括：导丝；以及至少部分地在所述导丝远端处提供的共振电路，所述共振电路对所述导丝外部的流体压力变化产生响应，使得所述共振电路具有根据所述外部流体的压力变化而变化的共振频率。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述共振电路是非LC共振电路。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述共振电路包括共振器元件和至少一个压敏元件。

4.根据权利要求3所述的系统，其中所述共振器元件是陶瓷元件。

5.根据权利要求3所述的系统，其中所述至少一个压敏元件是电容器，所述共振器元件和所述电容器彼此连接，形成所述共振电路，所述电容器对所述导丝外部的流体压力变化产生响应，使得所述共振电路具有根据所述外部流体的压力变化而变化的共振频率。

6.根据权利要求3所述的系统，其中所述至少一个压敏元件包括机械连接至所述共振器元件的压力板，所述共振器元件被构造为用于对所述压力板的移动产生响应而发生机械变形。

7.根据权利要求6所述的系统，其中所述至少一个压敏元件还包括紧固至所述压力板的膜。

8.根据权利要求3所述的系统，其中所述共振器元件是微机电系统元件。

9.根据权利要求8所述的系统，其中所述共振器元件包括至少一个陶瓷条。

10.根据权利要求2所述的系统，其还包括被构造为用于监测电流相位变化的电子信号处理电路。

11.根据权利要求10所述的系统，其中所述信号处理电路包括振荡器、电流传感器、相位检测器、数字转换器和接口，所述接口可操作地连接至计算机装置。

12.根据权利要求11所述的系统，其中所述振荡器是直接数字合成发生器。

13.根据权利要求10所述的系统，其中所述信号处理电路包括用于补偿含流体部位处所述共振电路的定位变化产生的测量误差的第一电路，所述信号处理电路还包括用于检测所述部位处流体的压力变化的第二电路。

14.根据权利要求13所述的系统，其中所述共振电路包括电容器，所述第一电路被构造为用于补偿所述导丝和所述含流体部位之间出现的漏电电容的变化。

15.根据权利要求13所述的系统，其中所述第一电路被构造为用于在第一频率范围内运行，并且所述第二电路被构造为用于在第二频率范围内运行，所述第二频率范围显著小于所述第一频率范围，所述第二电路被构造为对所述第一频率范围内的频率不灵敏。

16.根据权利要求1所述的系统，其中所述共振电路包括均提供于所述导丝远端并且彼此连接形成所述共振电路的线圈和电容器，所述线圈和所述电容器中的至少一者对所述导丝外部的流体压力变化产生响应，使得所述共振电路具有根据所述外部流体的压力变化而变化的共振频率，所述电容器采取多层陶瓷电容器的形式。

17.根据权利要求1所述的系统，其中所述共振电路可操作地连接至被构造为用于测量所述共振电路的共振频率变化的电子信号处理电路，所述信号处理电路包括用于补偿含流体部位处所述共振电路的定位变化产生的测量误差的第一电路，所述信号处理电路还包括用于检测所述部位处流体的压力变化的第二电路。

18.根据权利要求17所述的系统，其中所述共振电路包括电容器，所述第一电路被构造为用于补偿所述导丝和所述含流体部位之间出现的漏电电容的变化。

19.根据权利要求17所述的系统，其中所述第一电路被构造为用于在第一频率范围内运行，并且所述第二电路被构造为用于在第二频率范围内运行，所述第二频率范围显著小于所述第一频率范围，所述第二电路被构造为对所述第一频率范围内的频率不灵敏。

20.根据权利要求1所述的系统，其中所述共振电路包括均提供于所述导丝远端并且彼此连接形成所述共振电路的线圈和电容器，所述电容器采取压敏电解质电容器的形式，所述共振电路被构造为其共振频率和相位对根据所述传感器感测的来自所述导丝外部流体的压力产生响应而变化。

21.根据权利要求20所述的系统，其中所述电容器具有由所述导丝的芯丝形成的内电极。

22.根据权利要求20所述的系统，其中所述导丝的芯丝形成所述共振电路和近侧外皮或夹片触点之间的电连接。

23.根据权利要求22所述的系统，其中导丝扭矩装置用作所述夹片触点。

24.根据权利要求20所述的系统，其中所述电容器包括可根据外部或周围压力不同地变形以改变所述电容器内部的电解质/电极接触面积的膜。

25.根据权利要求24所述的系统，其中所述电容器具有由所述导向装置的所述芯丝形成的管状或圆柱形外电极和内电极。

26.根据权利要求25所述的系统，其中所述芯丝具有所述电容器内的圆锥形。

27.根据权利要求24所述的系统，其中所述膜选自其形成以在压力下呈现椭圆形的外圆柱形膜、近侧横向或横截面膜和远侧横向或横截面膜。

28.根据权利要求24所述的系统，其中所述膜是沿所述导丝与所述电容器间隔开的压敏电解质贮存器的一部分，所述贮存器与所述电容器连通，以根据周围压力用电解质不同地填充所述贮存器。

29.根据权利要求1所述的系统，其中所述共振电路包括所述导丝远端处或远端附近的第一电极和设置于导向装置外皮或导管之上或之中的第二电极，使得所述共振电路通过承载所述第一电极和所述第二电极之间的电流的周围流体闭合。

30.根据权利要求29所述的系统，其中所述导丝包括其近端在近侧外皮或导管末端或接线器通过电刷触点接触以闭合与检测组件的连接的芯丝。

31.根据权利要求30所述的系统，其中所述电刷触点在近侧安装到柔性管内部，所述柔性管插入所述导丝外皮或导管。

32.根据权利要求29所述的系统，其中所述周围流体是患者的血液。

33.根据权利要求29所述的系统，其中所述第一电极是所述导丝或其部分的松弛末端。

34.根据权利要求29所述的系统，其中所述共振电路包括电解质填充的电容式传感器。

35.根据权利要求29所述的系统，其中所述导丝包括近端通过连接至检测系统的导电导丝扭矩装置接触的芯丝。

36.根据权利要求29所述的系统，其中所述导丝包括延伸穿过外皮或导管的芯丝，所述芯丝电容连接至所述外皮或导管内部的编织物或金属层，或连接至插入所述外皮或导管的金属化管。

37.根据权利要求29所述的系统，其中所述第二电极可操作地连接至检测电路，所述共振电路形成可操作地连接至所述检测电路的传感电路，并且包括所述导丝的芯丝、所述第一电极、周围流体电解质和所述第二电极。

38.根据权利要求29所述的系统，其中所述第二电极是插入芯丝或所述导丝穿过的外皮或导向接线器的导电柱，所述导电柱被构造为接触所述外皮或导向装置内部的流体柱以及患者的血流。

39.根据权利要求1所述的系统，其中所述导丝具有芯丝、所述远端和近端，所述共振电路包括设置于所述导丝的所述远端的电容式传感器、设置于所述导丝的所述远端的接地电极，所述电容式传感器通过所述导丝的所述接地电极与受试者内部流体电连接，所述电容式传感器导电连接至所述导丝的所述芯丝，其还包括外皮或导管触点或所述导丝的所述近端处的夹片，所述芯丝部分用于闭合通过所述触点或夹片的电路。

40.根据权利要求39所述的系统，其中所述导丝的所述远端具有松弛末端，构成所述接地电极的所述松弛末端的至少一部分使所述电路与所述流体连接。

41.根据权利要求39所述的系统，其中所述芯丝具有两种用途，用作机械支撑构件和与所述患者外部触点的电连接。

42.根据权利要求39所述的系统，其中所述电容式传感器选自液体电解质填充的电容式传感器和具有压力可变电极接触区域的铁电或其它介电材料的半导体传感器。

43.根据权利要求39所述的系统，其中所述电路包括被构造为用于监测来自所述电容式传感器的相移信号的检测器组件，所述信号对来自所述导丝外部流体的压力量产生响应而变化。

44.根据权利要求43所述的系统，其中所述芯丝的所述近端通过所述近侧外皮或导管末端处的电刷触点连接，以闭合与所述检测器组件的所述连接。

45.根据权利要求43所述的系统，其中所述检测器组件被构造为用于执行网络分析方法，以测定所述电容式传感器的电容。

46.根据权利要求43所述的系统，其中所述检测器组件被构造为用于执行复杂快速傅立叶变换或类似的算法，以测定所述电容式传感器的电容。

47.根据权利要求43所述的系统，其中所述检测器组件被构造为用于执行连续阻抗测量，以补偿由于阻抗变化造成的压力测量误差。

48.根据权利要求43所述的系统，其中所述近侧芯丝通过导电导丝扭矩或连接至所述检测器组件的夹片连接。

49.根据权利要求39所述的系统，其中所述芯丝的所述近端通过装置接触无菌导电液体或凝胶。

50.根据权利要求39所述的系统，其中包括所述电容式传感器的所述电路是非共振电路。

51.根据权利要求39所述的系统，其中所述电容式传感器是所述电路的仅有阻抗变化元件。

52.根据权利要求1所述的系统，其中所述共振电路包括电容式传感器，所述电容式传感器包括两个并联的电容器，所述电容器中的至少一者包括被空气间隙和高介电常数电介质分开的离子植入电极形式的两个板，所述板的第一板为基本上刚性的，所述板的第二板是柔性的，以便在施加的压力下转向来接触所述第一板，其中接触面积根据施加的压力而变化。

53.一种测量流体压力的方法，其包括：在预定部位将细长导丝的远端部分插入流体，所述远端部分设有非LC共振电路；当所述电路处于所述部位处的所述流体中时，检测所述共振电路的共振频率；以及从所述检测共振频率测定流体压力值。

54.根据权利要求53所述的方法，其中所述共振电路包括共振器和压力传感器，所述共振器具有根据所述部位处的所述流体的压力而变化的共振频率，其还包括监测所述流体中由压力变化引起的所述共振电路的所述共振频率变化；从所述变化的共振频率测定第二压力值。

55.一种用于检测生理参数的系统，其包括：具有芯丝的导丝；至少部分在所述导丝远端处提供的传感器；导丝外皮或导管；所述导丝远端处或远端附近的第一电极；设置于所述导丝外皮或导管之上或之中的第二电极，所述传感器可通过所述第一电极、周围流体、所述芯丝、所述第二电极以及从所述第二电极沿所述导丝外皮或导管延伸至所述导丝外皮或导管的近端的导体电连接。

56.根据权利要求55所述的系统，其中所述芯丝通过在近侧外皮或导管末端或接线器处的电刷触点接触，以闭合与检测组件的连接。

57.根据权利要求56所述的系统，其中所述电刷触点在近侧安装到柔性管内部，所述柔性管插入所述导丝外皮或导管。

58.根据权利要求55所述的系统，其中所述周围流体是患者的血液。

59.根据权利要求55所述的系统，其中所述第一电极是所述导丝或其部分的松弛末端。

60.根据权利要求55所述的系统，其中所述传感器采取电解质填充的电容式传感器的形式。

61.根据权利要求55所述的系统，其中所述芯丝的近端通过连接至检测系统的导电导丝扭矩装置接触。

62.根据权利要求55所述的系统，其中所述导丝包括延伸穿过外皮或导管的芯丝，所述芯丝电容连接至所述外皮或导管内部的编织物或金属层，或连接至插入所述外皮或导管的金属化管。

63.根据权利要求55所述的系统，其中所述第二电极可操作地连接至检测电路，所述共振电路形成可操作地连接至所述检测电路的传感电路，并且包括所述导丝的芯丝、所述第一电极、周围流体电解质和所述第二电极。

64.根据权利要求55所述的系统，其中所述第二电极是插入芯丝或所述导丝穿过的外皮或导向接线器的导电柱，所述导电柱被构造为接触所述外皮或导向装置内部的流体柱以及患者的血流。

65.一种用于检测生理参数的系统，其包括：具有远侧传感器和第一电极的导丝，所述第一电极定位于所述传感器远侧并且与其电连接，所述第一电极可与周围流体电解质电连接，所述导丝具有可操作地连接至检测电路的芯丝；以及与所述周围流体电解质电连接的第二电极，所述第二电极可操作地连接至所述检测电路，传感电路可操作地连接至包括所述芯丝、所述传感器、所述第一电极、所述周围流体电解质以及所述第二电极的所述检测电路。

66.根据权利要求65所述的系统，其中所述第二电极安装到所述芯丝穿过的外皮或导管。

67.根据权利要求66所述的系统，其中所述第二电极是插入所述芯丝穿过的外皮或导向接线器的导电柱，所述导电柱接触所述外皮或导向装置内部的流体柱以及患者或受试者内部的流体。

68.一种用于检测生理参数的系统，其包括：

具有芯丝和远端和近端的导丝；

设置于所述导丝的所述远端的电容式传感器；

设置于所述导丝的所述远端的接地电极，所述电容式传感器通过所述导丝的所述接地电极与患者中的流体电连接，所述电容式传感器导电连接至所述导丝的所述芯丝；以及

所述近端或所述导丝处的外皮或导管触点或夹片，所述芯丝部分用于通过所述触点或夹片闭合电路。

69.根据权利要求68所述的系统，其中所述导丝的所述远端具有松弛末端，构成所述接地电极的所述松弛末端的至少一部分使所述电路与所述患者的血流连接。

70.根据权利要求68所述的系统，其中所述芯丝具有两种用途，用作机械支撑构件和与所述患者外部触点的电连接。

71.根据权利要求68所述的系统，其中所述电容式传感器选自液体电解质填充的电容式传感器和具有压力可变电极接触区域的铁电或其它介电材料的半导体传感器。

72.根据权利要求68所述的系统，其中所述电路包括被构造为用于监测来自所述电容式传感器的相移信号的检测器组件，所述信号对来自所述导丝外部流体的压力量产生响应而变化，其中所述芯丝的近端通过在近侧外皮或导管末端(接线器)处的电刷触点连接，以闭合与所述检测器组件的连接。

73.根据权利要求72所述的系统，其中所述检测器组件被构造为用于执行网络分析方法，以测定所述电容式传感器的电容。

74.根据权利要求72所述的系统，其中所述检测器组件被构造为用于执行复杂的快速傅立叶变换或类似的算法，以测定所述电容式传感器的电容。

75.根据权利要求72所述的系统，其中所述检测器组件被构造为用于执行连续阻抗测量，以补偿由于阻抗变化造成的压力测量误差。

76.根据权利要求68所述的系统，其中所述芯丝在近端通过连接至所述检测系统的导电导丝扭矩或夹片接触。

77.根据权利要求68所述的系统，其中所述芯丝在近端通过装置接触无菌导电液体或凝胶。

78.根据权利要求68所述的系统，其中包括所述电容式传感器的所述电路是非共振电路。

79.根据权利要求68所述的系统，其中所述电容式传感器是所述电路的仅有阻抗变化元件。

80.一种用于监测体内流体压力的方法，其包括：向活受试者插入具有电容式传感器和设置于所述导丝远端的接地电极的导丝；使所述电容式传感器通过所述接地电极与所述活受试者的体液电连接；以及监测来自所述电容式传感器的相移信号，所述信号对来自所述导丝外部体液的压力量产生响应而变化。

81.根据权利要求80所述的方法，其中所述电容式传感器与所述活受试者的所述体液的所述连接包括使芯丝或所述导丝的近端通过导丝外皮的所述近端处的电刷触点或通过所述导丝近端处的夹片连接，以闭合与检测器组件的连接。

82.根据权利要求80所述的方法，其中所述相移信号的所述监测包括执行网络分析方法，以测定所述电容式传感器的电容。

83.根据权利要求80所述的方法，其中所述相移信号的所述监测包括执行复杂的快速傅立叶变换或类似的算法，以测定所述电容式传感器的电容。

84.根据权利要求80所述的方法，其中所述相移信号的所述监测包括执行连续阻抗测量，以补偿由于阻抗变化造成的压力测量误差。