CN113924044A - 用于血管和中枢器官的连续非侵入性超声监测的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

一种用于使用超声波探头监测患者的方法，所述方法包括：将具有多个相控阵压电换能器元件的可适形二维压电换能器阵列附接在患者的表皮表面上，使得所述可适形二维压电换能器阵列适形于所述表皮表面的形状。所述可适形二维压电换能器阵列仅通过范德华力可附接至所述表皮表面。将所述多个相控阵压电换能器元件作为相控阵操作，以将聚焦的超声波束发射到待监测患者体内的指定位置。使用所述阵列从所述患者接收超声波。显示接收到的超声波的指示。

Description

用于血管和中枢器官的连续非侵入性超声监测的系统和方法
背景技术
外周血管疾病(PVD)的特点是血管灌注减少，特别是在下肢，仅在美国就有八百万人受到影响，估计每年花费210亿美元。有很多会进行手术，例如每年500,000例，每年导致超过100,000例截肢。治疗包括溶解疗法和手术。
PVD患者需要频繁的血管检查，这是劳动密集型的并且依赖于操作者的技能。在某些情况下需要入住ICU。接受下肢血运重建的患者通常住院时间长且病态，部分原因是潜在的合并症以及手术本身。
PVD患者血运重建获得成功的一项挑战是监测血运重建的程度和成功率。术后患者通常需要密集的血管监测以确保血管通畅。这需要大量资源，诸如每小时进行脉搏检查和频繁的体检。目前，通常使用多普勒或其他超声方式评估流向下肢动脉的血流。这种方法有若干局限性，包括需要训练有素的人员持续可用并能够检测和解释血管多普勒信号、机器本身的成本以及时间点测量固有的限制。接受血管手术的患者也可能需要在几天内重复干预，并且连续测量流量会带来严重的人力和后勤上的困难。此外，间歇时间点手持式超声波和较大的超声波机器仅通过相当费力且技术要求高的测量提供定量信息。
除了执行血管监测以促进PVD的治疗外，在某些情况下，对中枢器官中的生物信号进行连续和非侵入性监测对于优化患者护理至关重要。这是因为它们在全身系统中发挥着重要作用。中枢器官对连续和非侵入性信号采集提出了挑战，因为它们被埋在强烈衰减的组织层下，并且物体大小从几厘米到几微米不等。因此，要捕获感兴趣的中枢器官中的生物参数，测量策略必须同时具有足够的穿透深度和高空间分辨率。目前实现这两点的可用的成像技术，包括放射成像(例如，X射线计算机化断层摄影术)、磁共振成像和正电子发射断层摄影术，被训练有素的从业者广泛用于检查皮肤表面深处的解剖学结构和功能。然而，部分地由于其占用面积大且成本高，这些方式通常只能在三级医院或诊所获得。
因此，需要在住院病人和门诊病人环境中都可以使用连续和非侵入性血液动力学和中枢器官监测能力。
提供该背景技术是为了介绍随后的发明内容和具体实施方式的简要背景。该背景技术不旨在帮助确定要求保护的主题的范围，也不旨在被视为将要求保护的主题限制于解决上述任何或所有缺点或问题的实现方式。
发明内容
在一个方面，根据本发明原理的系统和方法以多种方式满足上述需要。更详细地，根据本发明原理的系统和方法以根据一种可以是非侵入性、连续和准确的实现方式对患者的血管和中枢器官进行超声监测。
更详细地，公开了根据本发明原理的方法和设备，其涉及用于血流速度波形的连续、准确和非侵入性测量的柔软的可穿戴换能器阵列，其可以提供关于主要器官活动和精神状态变化的关键信息。可穿戴超声波设备可以在不限制受试者自然运动的情况下连续测量血流速度波形。该设备具有与人体皮肤相似的机械性质，因此可以实现与皮肤的适形和亲密接触，从而实现准确和稳定的测量。此外，相控阵控制机制有助于将超声波束聚焦和引导至任何具有预定入射角的位置，从而提高信噪比并消除用户错误。
所公开的系统和方法提供了一种与众不同的超薄且可拉伸的可穿戴超声设备，其通过结合软电子制造和先进超声技术而制成。根据实现方式，可以确保获得许多好处。首先，此类设备允许在设备/皮肤界面处进行亲密且适形的接触，而无需外部挤压。其次，由于其轻巧和机械顺应性，它可以自然地适应人体运动，而不会产生明显的机械负载。因此，超声波阵列将根据需要保持最佳排列。第三，使用相控阵技术，超声波束可以在任何位置以控制良好的入射角倾斜，无需精确放置设备。在一种例示性应用中，该设备可以提供一种新的非侵入性技术，用于测量需要长期、连续监测下肢循环波形的PVD患者的血流速度波形。在其他例示性应用中，该设备可以提供一种新的非侵入性技术，用于监测中枢器官(包括例如肝、肺和胃肠道组织)，用于灌注监测和持续监视患者处于危险中的器官。
在下文描述本发明的实现方式的其他优点，并且从包括附图和权利要求在内的以下描述中将理解其他优点。
提供该发明内容是为了以简化的形式介绍一些概念。具体实施方式部分进一步描述了这些概念。除了该发明内容中描述的那些要素或步骤之外的要素或步骤是可能的，并且任何要素或步骤并非是必需的。该发明内容不旨在确定要求保护的主题的关键特征或基本特征，也不旨在用于帮助确定要求保护的主题的范围。要求保护的主题不限于解决在本公开的任何部分中指出的任何或所有缺点的实现方式。
附图说明
图1A至图1H示意性地例示了可用作可穿戴监测设备的可拉伸超声波换能器阵列的一个实例的设计。
图2例示了可穿戴监测设备在压缩、拉伸和扭曲下的适形性以及其防水性。
图3a示意性地例示了以一定入射角定向以用于通过多普勒频移检测血流的单个换能器元件；图3b为示出来自图3a中的管腔的回波信号的示意图。
图4a示意性地例示了具有抛物线时间延迟分布的相控阵的工作原理和对操作者的反馈模式；图4b示出了刚性换能器阵列的初步流速波形。
图5例示了可穿戴监测设备的所述波束倾斜和聚焦。
图6示出了COMSOL Multiphysics的仿真结果，以展示在单元件测量中看到的在没有楔形物的情况下以倾斜角θ聚焦的波束。
图7示出了可穿戴监测设备贴片或传感器可以位于患者身上的一些例示性位置。
图8例示了可使用本文所述的可穿戴监测设备获得的从中心到外周的血压波形。
图9示出了动脉僵硬度与ECG之间的相关性。
图10示出了使用本文所述的可穿戴监测设备进行血液动力学监测以获得血流曲线。
图11示出了使用本文所述的可穿戴监测设备用于血液阻塞监测。
图12例示了血流频谱。
图13比较了由专业超声医师使用常规超声波探头获得的和使用本文所述的可穿戴监测设备获得的患者桡动脉的测试结果。
图14例示了通过可穿戴监测设备在四个星期的时间段内获得的测量值的持久性和再现性。
图15A是例示感兴趣的代表性人体组织或器官的皮下深度(纵轴)和尺寸(横轴)的图；图15B示意性地例示了相控阵超声波波束成形的工作原理；图15C示出了该可穿戴相控阵超声波探头侧向扭转90°的光学图像。
图16A示出了单个换能器元件的阻抗和相位角谱；图16B示出了单个换能器元件的映射超声场；图16C以3D示出了可穿戴相控阵探头的映射超声场；图16D示出了当每个换能器元件被多个列/行和多个脉冲激励时作为深度的函数的信噪比；图16E例示了低频的使用如何补偿由可穿戴监测设备的变形引起的相位畸变；图16F示出了当可穿戴相控阵超声波探头放置在从人体颈部复制的皮肤模拟体模上时获得的实验结果。
图17A例示了相控阵接收波束成形的工作原理；图17B是可穿戴监测设备在人体胸部上的光学图像，其中图像中标记了关键部件；图17C是心脏活动监测中使用的超声波检查窗口的示意图；图17D是示出心室(左图)和舒张期两个心室壁松弛(右图)的多普勒频谱；图17E示出了左心室(LV)后壁的详细多普勒频谱分析；图17F示出了同时测量的LV后壁的组织多普勒(TD)波形和ECG波形；图17G示出了同时记录的组织多普勒频谱(顶部)、组织多普勒波形和ECG。
图18A示意性地例示了超声波多普勒感测的工作原理；图18B示出了可穿戴监测设备施加于人体颈部时的光学图像；图18C示出了描绘软组织结构的彩色血流图像(CFI)的灰度演示，而血流将以色度示出；图18D以灰度示出了从由可穿戴相控阵接收的信号重建的颈动脉血流的CFI；图18E以灰度示出了从可穿戴相控阵接收的信号重建的颈静脉血流的CFI；图18F示出了与市售超声波探头相比的颈动脉血流频谱；图18G示出了与市售超声波探头相比的颈静脉血流频谱；图18H是颈动脉血流的峰值收缩速度(PSV)的Bland-Altman分析；图18I是颈动脉血流的舒张末期速度(EDV)的Bland-Altman分析；图18J示出了使用本文所述的可穿戴监测设备在30分钟的时间段内对受试者进行的颈动脉血流(CBF)测量。
图19A和图19B示出了用于中枢器官监测的现有柔性/可拉伸电子设备之间的比较。
图20A、图20B和图20C示出了可穿戴监测设备的部分的示意图。
图21A、图21B和图21C示出了可穿戴监测设备的光学图像。
图22A、图22B、图22C、图22D、图22E和图22F示出了在可穿戴监测设备的可拉伸性测试期间探头的光学图像。
图23A和图23B是通过可穿戴监测设备表征换能器元件性质的图。
图24A、图24B和图24C示出了不同频率下相控阵波束成形的波束会聚和变形容限的场II模拟。
图25示出了在各种弯曲场景中不同频率下x-z平面中波束会聚的场II模拟。
图26A、图26B、图26C和图26D示出了由x-z平面中的单个换能器以及由相控阵换能器产生的波束的场II模拟。
图27A和图27B例示了用于激活2D相控阵换能器元件的方案。
图28示出了波束方向性随焦距的变化。
图29A和图29B示出了市售医疗相控阵和可穿戴监测设备之间的x-z平面中波束方向性的比较。
图30A、图30B、图30C和图30D示出了通过增加相控阵中换能器元件的行数来增强x-y平面中的正交波束会聚。
图31A、图31B和图31C例示了在中心频率和激励脉冲数量方面调整单个换能器的超声波性能的过程。
图32A、图32B和图32C例示了可使用多脉冲激励来增强相控阵的SNR。
图33A、图33B、图33C、图33D、图33E和图33F表征了在典型姿势下人体颈部上的皮肤曲率。
图34A、图34B、图34C、图34D和图34E示出了详细的皮肤曲率计算方案。
图35A、图35B、图35C、图35D、图35E、图35F和图35G例示了可穿戴监测设备在从人体颈部复制的体模上CA深度处的x-z平面中的性能。
图36A、图36B、图36C和图36D例示了可穿戴监测设备在从人体颈部复制的体模上的x-z平面中在不同入射角下的性能。
图37A、图37B、图37C、图37D、图37E、图37F和图37G例示了可穿戴监测设备在拉张/压缩应变下的性能。
图38A、图38B、图38C和图38D例示了由相控阵接收波束成形实现的可穿戴监测设备在x-z平面中的大感测范围。
图39A、图39B和图39C比较了可穿戴监测设备与市售探头之间在组织模拟体模上的检测能力。
图40A和图40B示出了在心肌的组织多普勒测量期间人体胸部的解剖学结构。
图41A和图41B示出了时域中组织多普勒的原始RF信号和对应的人体解剖学结构。
图42是用于ECG测量的电极放置的示意图。
图43A和图43B示出了镜面反射和散射之间的区别，这是超声波和组织之间相互作用的两种主要形式。
图44A和图44B示出了在水中有散射粒子和没有散射粒子的散射光谱。
图45A和图45B示出了用于估计流速的两个关键分量，包括多普勒频移和多普勒角。
图46示出了使用可穿戴监测设备进行血流测量的过程。
图47A、图47B、图47C和图47D示出了血流速度测量值的多普勒角相关性。
图48A和图48B例示了可穿戴监测设备的寿命。
具体实施方式
安装在人体皮肤上的非侵入性监测设备对于现代医疗保健来说是非常感兴趣的，并且已论证了多种可穿戴传感器(诸如温度、pH、水合作用、葡萄糖/乳酸、局部场电势)以及较常见的非侵入性和微侵入性心输出量监测器。最近，已经探索了用于超声波诊断的新方法，或者通过与针对检测表面定制的特定几何形状集成，或者通过直接制造柔性超声波换能器。前者需要对每个工件进行个性化的设计过程；后者通常涉及大块陶瓷材料与软介质的接口，如市售超声波探头中所见到的那样。当前的这些柔性探头中存在三个显著局限性。首先，探头是柔性但不可拉伸的，这使得这些探头能够与可展开表面(诸如柱形表面)良好接触，但不能在不可展开表面(例如球形表面和人体曲线)上良好接触。其次，由于探头的柔性有限，这些探头需要对这些探头施加恒定的压力以保持良好的接触。因此，这些探头在操作过程中通常与笨重的支架组件连接，这不仅会压缩血管，还会损害设备的耐磨性。第三，在非平面表面上，需要频繁改变评估位置和定向，这可能会导致波束失真，从而使该技术高度依赖于操作者。
在一些情况下作为修补方案实现的本发明系统和方法可以解决这些困难中的一个或多个困难。
如下文更详细解释的，根据本发明原理公开的系统和方法提供了用于血流速度波形的连续、准确和非侵入性测量的柔软的可穿戴换能器阵列。血流速度波形可提供关于主要器官活动和精神状态变化的关键信息，其有助于提高患者意识，辅助预防保健，并作为个人化医疗的基础。常规测量方案包括导管植入(其是侵入性的并具有风险)和多普勒超声波检查(其严重依赖于用户并且经常出现错误和伪影)。根据本发明原理的系统和方法不同于现有方法，因为它们提供了几个独特的特征。首先，可穿戴超声波设备由于其外形小巧的因素而能够在不限制受试者自然运动的情况下连续测量血流速度波形。其次，该设备具有与人体皮肤相似的机械性质，因此可实现与皮肤的适形和亲密接触，从而实现准确和稳定的测量。第三，相控阵控制机制有助于以预定的入射角在任何位置聚焦和引导超声波束，这提高了信噪比并消除了手动操作出现的用户错误。
可拉伸的换能器阵列与相控阵控制电路集成以实现血流速度波形的连续和准确的记录。这样，根据本发明原理的系统和方法能够有利地使用柔软的、可拉伸的系统来诊断和监测皮下深层组织。舒适、非侵入性的血流监测设备的可用性可对相关疾病的诊断和治疗方式产生根本性的影响，这会对临床实践产生直接的影响。这种可穿戴监测设备还可能改变公众对血流监测的看法，促进预防保健的发展，并为医疗专业人员提供前所未有的数据流，这将显著降低相关死亡率和医疗保健成本。
可拉伸超声波阵列概述
图1A中示出了可用作可穿戴监测设备的可拉伸超声波换能器阵列100的一个实例。压电式换能器被布置成通过“岛桥”结构化矩阵连接的10×10阵列。每个岛都具有刚性换能器元件110。波状桥112可展开以适应外部施加的应变，而部件本身上的应变有限。因此，矩阵局部刚性但全局柔软。阵列中的每个换能器元件都是可单独寻址的。因此，软探头可在多区段图像中重建目标形态。
图1B示出了一个换能器元件200的分解图。在该实例中，基材和覆材都是有机硅弹性体薄膜，其低模量(约70kPa)和大的可拉伸性(约900％)提供了非常顺应的平台以适应不同类型的构建块，诸如压电元件、金属互连件、背衬层和焊膏。更具体地，在该实例中，换能器元件200包括：基材205；包括聚酰亚胺层210和电极215的第一图案化双层；压电体220；背衬层225；包括聚酰亚胺层235和电极230的第二图案化双层；以及覆材240。弹性体基材和覆材的厚度为15μm，以提供设备的高声学性能和机械坚固性(图8和图9)。如上所述，岛和桥由Cu(20μm)/聚酰亚胺(PI，2μm)的图案化双层形成。PI层大大增加了Cu与弹性体之间的结合强度。
在一个实施方案中，选择压电1-3复合材料作为换能器的活性材料。图1C示出了四个换能器元件110的仰视图的光学图像，而图1D示出了压电1-3复合材料的SEM图像。与各向同性PZT相比，各向异性1-3复合材料具有优异的机电耦合系数(厚度模式)，可将大部分电能转换为振动能。此外，周围的环氧树脂填料有效地抑制了PZT柱的横向振动，从而增强了进入目标物体中的纵波。在图1E的光学图像中可以看到，背衬层225有效地抑制了压电体的振铃效应(过度振动)，从而缩短了空间脉冲长度并加宽了带宽，因而提高了图像轴向分辨率。银环氧树脂和焊膏分别用于构建1-3复合材料/背衬层和1-3复合材料/金属电极的坚固和导电的界面。由于1-3复合材料(约20兆瑞利)和待测目标(Al，约18兆瑞利)的声阻抗接近，因此本研究中无需匹配层。
一方面，相邻换能器元件之间的节距应当很小，以减少采集图像中的旁瓣和栅瓣伪影。另一方面，应当将元件之间足够的空间分配给蛇形互连件以获得足够的可拉伸性。在一个实施方案中，采用2.0mm的节距(1.2mm×1.2mm的元件占用面积，其中每列之间的间距为0.8mm)可实现超过30％的可逆可拉伸性。高空间分辨率(约610μm)、相邻元件之间可忽略的串扰水平(约-70dB)和无伪影图像验证了这种节距设计。在如此有限的占用面积内，考虑到为10×10阵列布线所需的大量电气连接件，“岛桥”电极布局设计至关重要。超声波换能器下的有源多路复用矩阵可能是潜在的解决方案。然而，多路复用矩阵引入的结构支撑材料会对设备的可拉伸性产生负面影响。已对多层电极进行了论证，但电极设计、无源电介质和基材使设备仅具有柔性而不可拉伸。要单独寻址100个换能器元件，至少需要101个电极和一个公共接地电极。使用常规单层设计将如此大量的电极放置在有限的占用面积内是非常具有挑战性的。
因此，基于“转移打印”方法开发了多层电极设计，其与单层设计相比大大提高了设备集成水平。在一个实施方案中，该设计包括五层“马蹄形”配置的蛇形电极。一个电极位于换能器的底部，作为公共接地层。其他100个电极排列整齐，并分布在换能器顶部的四个层中，作为刺激电极。
有机硅弹性体薄膜(35μm厚)在相邻层之间提供绝缘和粘合。在制造过程中使用定制的掩模对每层的中心区域进行选择性保护，以允许岛(焊盘)暴露于阵列元件。激光烧蚀用于快速图案化蛇形结构。宽度为150μm至40μm的线材保持完整，而当线材宽度为30μm时开始出现不连续性。
与需要复杂的制造工艺、化学品、荫罩和洁净室环境的光刻和蚀刻微制造方法相比，激光烧蚀时间效率高、成本低且产量高。在图1F至图1H中可以看到制造的最终设备，当适形于可展开的(柱形)和不可展开的(球形)表面时，以及在折叠、拉伸和扭曲的混合模式下，该设备突显出了其出色的机械性质。特别地，图1F至图1H分别示出了可拉伸设备在围绕可展开表面弯曲、包裹在不可展开表面上以及在折叠、拉伸和扭曲的混合模式中时的光学图像，显示了其机械坚固性。
上述可穿戴监测设备可轻松实现与真实部件(诸如管线弯头、车轮边缘和轨道以及人体皮肤)的各种非平面表面的适形接触。本文所述的设备由于其出色的机械顺应性并且轻巧(例如，0.15g)而可以在不同的身体姿势下以纯范德华力保持与人体皮肤的机械和声学上的亲密和稳定的接触。
通过平衡几何和电气设计，可穿戴监测设备或贴片可具有超薄的厚度(约500μm，比现有的医用超声波探头薄两个数量级)。待使用的超声波换能器材料可以是1-3压电复合材料，由嵌入无源聚合物中的周期性压电微棒构成。这通过抑制剪切振动k31模式显著增加了纵向耦合系数k33。为了适应刚性部件，可以使用“岛桥”结构。具体地，刚性部件与岛集成，并且波状蛇形金属互连件用作桥。桥可以弯曲和扭曲以吸收外部施加的应变。因此，整个结构在岛中是局部刚性的(其占用面积为1.2×1.2mm2)，但通过在弯曲、拉伸和扭曲过程中调节刚性岛之间的间距而可以是全局可拉伸的。结果是这样的自然界面，该自然界面能够以最小的机械约束适应皮肤运动，从而建立坚固、无刺激性的设备/皮肤接触来消除传统的刚性平面电子产品与柔软的曲线生物学对象之间的隔阂。
图2例示了可穿戴监测设备在压缩、拉伸和扭曲下的适形性以及其防水性。
关于由上述可拉伸超声波换能器阵列形成的可穿戴监测设备的前述实例的更多细节可见于美国申请序列号16/477,060，其全部内容以引用方式并入本文。
连续血流速度监测
在一种实现方式中，上述可适形压电换能器阵列可用作可穿戴监测设备以通过多普勒效应监测动脉中的血流速率。图3a示意性地例示了以一定的入射角定向以用于通过多普勒频移检测血流的单个换能器元件。图3b是示出来自图3a中的管腔的由血流增加时降低的空间脉搏率(SPL)表示的回波信号的示意图。
与换能器性能密切相关的两个参数是基材的压电复合共振频率和声阻抗。独立地，较高的共振频率有望最小化信号的SPL(其是表征信号脉冲在时域中的持续时间的参数)，从而提高血管直径测量的轴向分辨率。可通过控制1-3压电复合材料的厚度来调整共振频率。例如，420mm的厚度可产生3.5MHz的共振频率。基材层的最佳声阻抗可最小化设备/皮肤界面处的声波反射，并且可通过基材材料性能与实验方法系统设计的组成来调整基材层的最佳声阻抗以最终优化单元件性能。
如图3a所示，可利用楔形物形成入射角来获得由血流引起的多普勒频移。在使用中，换能器发射超声波并穿透表皮层和真皮层，然后到达血管腔。该信号将通过与流动的红细胞(RBC)反射器相互作用而获得多普勒频移。可通过三个步骤对频移信号进行解码以获得血流速度波形。第一步是通过希尔伯特变换对信号进行解调，即从载波频率中提取多普勒频移频率。第二步是利用高通和低通滤波器消除由仪器和容器运动引入的噪声32。第三步是通过窗口函数、复快速傅里叶变换(CFFT)和包络检测依次提取采样点。然后，流速可计算为：
Figure BDA0003309424850000141
其中，c为超声波在血液中的传播速度，w0为载波频率，w为信号的多普勒频移，而T为脉冲重复周期。
在获得血流速度波形后，可将感兴趣的关键参数(包括平均流速及与心脏事件(诸如收缩峰和重搏切迹)相对应的波形形态)与临床使用的市售多普勒血管成像装备进行比较。比较结果将用作在实验设计的后续周期中用于优化单个换能器元件的性能的指南。
在一些实施方案中，可适形压电换能器阵列可用作可穿戴相控阵超声波探头。术语“可穿戴监测设备”和“可穿戴相控阵超声波探头”在本文中可互换使用。通过二维(2D)阵列的独立可控的换能器进行的相控阵超声换能可产生更好的聚焦和更高质量的信号。与单元件换能器和常规超声波探头相比，根据本发明原理的具有相控阵控制的可穿戴监测设备具有两个主要优点。首先，与包含在组织中所有复杂界面和屏障处生成的噪声的单元件换能器不同，相控阵超声波探头聚焦超声波束以增加信噪比。其次，常规超声波探头需要有经验的临床医生来定位目标脉管系统。在一些实现方式中，本发明的具有相控阵控制的可穿戴监测设备可在不改变换能器的物理位置的情况下以电子方式自动将波束引导至期望的血管，从而允许波束与血管对准。可以采用光纤来精确地映射阵列中每个换能器的三维坐标。然后可以使用换能器坐标来设计相控阵的时间延迟分布。
图4a示意性地例示了具有抛物线时间延迟分布的相控阵的工作原理和对操作者的反馈模式。如图所示，倾斜和聚焦的超声波束被引导至由预先设计的时间延迟分布控制的组织，其中在图中标记了关键部件。图4b示出了刚性换能器阵列的初步流速波形。正确定位可提供逐渐增加的抛物线分布，而错误定位会导致信号丢失。
通过二维(2D)阵列的独立可控的换能器进行的相控阵超声换能可产生更好的聚焦和更高质量的信号。基于单换能器的成功的原型已经在人类受试者中具有类似深度和定向的其他血管(例如，桡动脉和颈动脉)上成功通过了测试，其准确性与专业超声医师获得的结果相当。图5例示了可穿戴监测设备的所述波束倾斜和聚焦。
与单元件换能器和常规超声波探头相比，根据本发明原理的具有相控阵控制的可穿戴监测设备具有两个主要优点。首先，与包含在组织中所有复杂界面和屏障处生成的噪声的单元件换能器不同，相控阵超声波探头聚焦超声波束以增加信噪比。其次，常规超声波探头需要有经验的临床医生来定位目标脉管系统。在一些实现方式中，本发明的具有相控阵控制的可穿戴监测设备可在不改变换能器的物理位置的情况下以电子方式自动将波束引导至期望的血管，从而允许波束与血管对准。可以采用光纤来精确地映射阵列中每个换能器的三维坐标。然后可以使用换能器坐标来设计相控阵的时间延迟分布。
用于实现与相控阵的自动波束对准的一种例示性控制算法独立地控制每个超声波换能器元件。通过调节激活阵列中每个元件或像素的时间延迟，可大概在任何位置和倾斜角度下实现相长超声波干涉图案。为了获得最大响应，血管深度及其相对于换能器的定向可通过算法而不是蛮力搜索来确定。可通过每个传感器垂直方向上的飞行时间测量来识别血管深度。可通过将一个方向上的最大位置与不同的列进行比较来实现定向对准。使用计算参数的波束引导和对准程序需要高度准确的时域测量和控制。使用现场可编程门阵列(FPGA)或具有可编程延迟线的高速选通采样的时间数字转换技术可用于实现用于多普勒频移测量的峰值检测和频率分析的最佳精度。
可使用高电压(例如，约100V)和可编程脉冲延迟电路来激活每个换能器元件。在一些实施方案中，商业现货(COTS)集成电路芯片可用作构建块。总体而言，在一些实现方式中，可通过利用模拟芯片或采用片上系统集成电路部件来降低电路的复杂性，以提高系统效率并最小化成本。微功率DC-DC转换器可用于从低电压源(诸如小型电池或感应电力传输)生成高电压(>100V)。在相控阵方法中，需要将高电压单独传送到每个具有良好控制的时间延迟分布的换能器元件。在一些实现方式中，具有非易失性存储器的通用微控制器可用于生成具有预定时间延迟分布的电压脉冲。
阵列中每个换能器元件的分布和相对位置的准确表示对于波束成形过程很重要。如果不在弯曲表面上对元件进行位置映射，则会降低检测准确性并增加误聚焦的机会。形状感测光纤可用于使用光频域反射法映射每个元件的位置。在光纤中传输时，光会被光栅反射，而反射光的波长由光栅的周期性决定。光纤几何形状的变化会引起光栅周期性的变化。因此，反射光的波长会发生变化。在映射过程中，感测光纤会附接至柔软超声波换能器阵列。可通过相关的感测系统来计算沿光纤的测量位置。可逐行测量换能器元件的2D阵列中的元件。最后，可将位置数据重新采样到4-5个点来计算每个元件的坐标。
一旦相控阵启用时间延迟控制，则超声波束可以稳定的多普勒入射角聚焦在预定深度，从而产生最佳信噪比并降低用户依赖性。已通过考虑特定压电材料类型(1-3复合材料)、特定尺寸(占用面积为1.2×1.2mm2)和特定节距(2.2×2.2mm2)来模拟相控阵性能。使用抛物线电信号时间延迟分布来构建聚焦的30°倾斜角。结果如图6所示，该图示出了COMSOL Multiphysics的仿真结果，以展示在单元件测量中看到的在没有楔形物的情况下以倾斜角θ聚焦的波束。
本文所述的可穿戴监测设备可有利地用于多种不同的应用中。例如，它们可用于需要监测下肢灌注的PVD患者。如通常针对PVD患者中的通畅性测量的那样，可将关键下肢动脉中的脉压的测量作为目标，包括股动脉、腘动脉、足背动脉(DP)以及胫后动脉(PT)和胫前动脉(AT)的分支。图7示出了可穿戴监测设备贴片或传感器可以位于患者身上的一些例示性位置。由于制造成本低并且添加多个传感器微不足道，因此可根据需要选择每名患者每个肢体使用的传感器数量；例如，在许多情况下，每个肢体三个传感器可能是合适的——通常是血管介入的目标的较近的动脉和较远的动脉(例如，DP、PT)。尽管除了波形分析之外，所提出的设备还能够测量流量(因而能够测量心输出量)，但是因为流到远侧肢体的流量的测量通常不需要报告准确的血液动力学参数(例如，收缩压和舒张压)，所以这消除了阻碍其他微侵入性心血管监测仪的普遍采用的设备校准和准确性问题。
图8例示了可使用本文所述的可穿戴监测设备获得的从中心到外周的血压波形。图9示出了动脉僵硬度与ECG之间的相关性。图10示出了本文所述的可穿戴监测设备用于血液动力学监测以获得血流曲线的用途。同样，图11示出了本文所述的可穿戴监测设备用于血液阻塞监测的用途。图12例示了血流频谱。
本文所述的可穿戴监测设备提供了多个优点。例如，在一些实施方案中，控制器可被配置成独立于操作者，具有目标血管的自主聚焦和自动定位功能。图13比较了由专业超声医师使用常规超声波探头获得的和使用本文所述的可穿戴监测设备获得的患者桡动脉的测试结果。该图例示了具有相控阵控制的可穿戴监测设备无需操作者的专业知识即可提供相当高水平的准确性。图14例示了通过可穿戴监测设备在四个星期的时间段内获得的测量值的持久性和再现性。其他一般优点包括：可穿戴监测设备是非侵入性、连续且通用的，易于使用，安全，准确性高，价格低廉，具有防水性，无感染风险并且经久耐用。
应当注意，密切的界面接触是超声波高效传播的关键。由二维(2D)阵列的独立可控的换能器实现的相控阵超声波换能可产生更好的聚焦和更高质量的信号。根据我们之前发表的结果(Xu,S等人,《科学(Science)》344,70 2014)中的机械模拟，将刚性大块材料分成岛可减少应变局部化并实现双轴可拉伸性。这三个基本原理的融合产生了当前的技术方法——使用适应人体自然运动的2D阵列的柔软压电换能器进行准确的血流速度测量。
本文所述的相控阵换能器阵列具有类似于人体皮肤的机械性质，并且可以获得比单个换能器元件可获得的具有更好信噪比的信号。如前所述，本文所述的设备由于其出色的机械顺应性并且轻巧(例如，0.15g)而可在不同的身体姿势下以纯范德华力保持与人体皮肤的机械和声学上的亲密和稳定的接触。测量结果可以是非常准确的，显示出最小的用户依赖性。然而，在一些情况下，某些动脉对于超声波聚焦可能太浅。例如，桡动脉的深度只有皮下5mm左右，这意味着对于小阵列来说可能偏转角太大，尤其是当每个换能器的方向性由于高共振频率而很高时。由于周期性结构化的1-3复合材料超声波换能器存在旁瓣，因此如果血管很浅，那么一种可能的解决方案将是使用旁瓣。替代地，每个换能器元件可以被设计成具有较小的占用面积以实现更好的波束成形性能。
根据本发明的系统和方法提供了新的可拉伸系统以连续和准确地监测PVD患者中的血流速度波形。这些系统和方法限制了对训练有素的人员的需求，同时大大提高了患者的安全性，并且最重要的是大大提高了效果。这些系统和方法可以大大地扩展到心血管血液动力学监测的其他领域，这些领域可以受益于能够连续、长期、实时监测血液动力学性能的廉价、非侵入性、占用面积小、准确的设备。其他市场(其中一些在下文描述)可能包括非侵入性心输出量监测和消费者健康监测。
中枢器官监测
如前所述，中枢器官有两个主要特征，这些特征对连续和非侵入性信号采集提出了挑战。首先，中枢器官被埋在强衰减的组织层下。图15A是例示感兴趣的代表性人体组织或器官的皮下深度(纵轴)和尺寸(横轴)的图。可穿戴传感器需要具有很长的穿透深度并在多个尺度上解析结构。其次，物体大小从几厘米到几微米不等。或诊所。
由于超声波在组织中具有相当大的穿透深度以及解析微米级红细胞(RBC)的能力，因此它特别适合作为靶向中枢器官中的血液动力学信号的感测方式。单个可穿戴超声波换能器(其在l×w×t的形式上的占用面积为例如0.9mm×0.9mm×0.4mm)只能达到约3-4cm的穿透深度且只能感测其正下方的区域(即，视线检测)。考虑到人体解剖学结构的非线性，利用单传感器配置来靶向特定区域非常具有挑战性。
当可穿戴监测设备被配置为如本文所述的相控阵超声波探头时，它可检测多尺度生物学对象(从厘米级到微米级)，其穿透深度可达人体中约17cm。通过控制阵列中每个超声波换能器的时间延迟分布，该设备使用相控阵发射波束成形来产生聚焦超声波束。与基于单换能器配置通过合成孔径技术产生的波束相比，所得波束的强度可高达267倍，这显著提高了所采集的反射信号的信噪比(SNR)。利用相控阵接收波束成形，可将由每个换能器通道接收到的高质量反射信号对准并相加，以进一步提高信噪比(SNR)。利用对换能器阵列的脉冲时间分布的动态控制，可在很宽的入射角范围内(例如，-20°到20°)控制超声波束的焦距和方向引导，从而允许主动靶向人体中感兴趣的特定器官/组织。
为了演示使用可穿戴监测设备监测中枢器官，将展示在皮肤下大约4-14cm处检测人体左右心室多普勒信号的结果。可引导超声波束以足够的多普勒角度拦截血流，从而实现准确的血流频谱记录。结合血流和血管大小测量值允许实时估计脑血流量。
用于对人体中枢器官进行连续和非侵入性血液动力学监测的可穿戴相控阵超声波探头的特定配置根据所需的波束穿透深度和空间分辨率(参见图15A)以及引导波束以主动靶向组织的需要(如图15B中示意性所示，该图示出了相控阵超声波波束成形的工作原理)来确定。利用预先设计的脉冲时间分布，换能器阵列能够聚焦和引导超声波束以靶向感兴趣的生物学结构。波束线1例示了聚焦的超声波束优异的穿透深度(在人体组织中可达14cm)。波束线2例示了通过调节换能器阵列的脉冲时间延迟分布来聚焦和引导超声波束。如下文所解释的，在一个特定的例示性实施方案中，这种考虑引致具有0.8mm换能器元件节距和12乘12阵列尺寸的2MHz可穿戴相控阵超声波探头的配置以聚焦和引导超声波束。图15C示出了这种可穿戴相控阵超声波探头侧向扭曲90°的光学图像，其中互连件的拉伸清晰可见，表明柔软设备能够适形于皮肤表面。插图示出了阵列中四个换能器元件的放大图像，其根据惠更斯原理具有岛桥设计和大约一个超声波波长的节距。图15C和插图中的比例尺分别为2mm和300μm。
根据惠更斯原理，相控阵元件的节距需要与超声波的波长大致相同，以实现高质量的波束会聚。对穿透性和分辨率的要求对超声波频率提出了竞争性的要求：较高频率的超声波分辨率较高但穿透性较低，反之亦然。可选择2MHz的频率作为中心频率，以降低与频率相关的线性衰减，同时保持足够的分辨率。为了感测皮下约10-17cm的组织结构，优选使用约2MHz的中心频率，其在软组织中对应的波长为770μm。因此，设备的节距被设计为800μm。此外，当集成到人体上时，相对较低的频率会降低对设备曲率变化的敏感性。
阵列大小根据穿透要求确定。较大的阵列尺寸允许具有较高的超声波功率输出，因而具有较大的穿透深度。如上文结合图1所解释的，设备中的每个换能器元件与蛇形线材连接以实现系统级可拉伸性。在总厚度为650μm的情况下，设备形状因数较低，可以扭曲或拉伸。可穿戴相控阵超声波探头可以很容易地适形于不可展开的表面。这种特殊的设备可以可逆地等双轴拉伸达16％，超过这个范围可观察到互连件中出现塑性变形。
图16A示出了单个换能器的阻抗和相位角谱，这表明了与市购超声波设备相当的高机电耦合性。整个阵列中换能器元件的中心频率和机电耦合系数高度一致。图16B示出了单个换能器的映射超声场(2MHz，在l×w×t的形式上为0.55mm×0.55mm×0.6mm)。插图是x-y平面中受声波作用的区域的横截面，其中换能器(Tx)的位置和大小用正方形标记。图像和插图中的比例尺分别为5mm和3mm。单个换能器的超声场映射清楚地显示了x-z平面中的波束扩展。当多于一个的换能器被激励时，来自相邻换能器的超声波发生干涉，从而产生会聚波束。已经发现较低的换能器频率会引致较大的受声波作用的区域和较好的会聚。
相控阵超声波波束成形允许控制超声波束的焦距和方向。每个换能器元件由预先设计的电脉冲激励，并且对脉冲时间分布的控制可调整超声波干涉，因而可调整产生的超声波束的焦距(图15B中的波束线1)。在焦点处，与来自单个换能器的波束相比，波束强度在2MHz时为89倍高，而在7.5MHz时为267倍高，这显著增大了其穿透深度。类似地，还可设计脉冲时间分布以将波束方向引导至-20°到20°的期望入射角度(图15B中的波束线2)。聚焦于三维(3D)空间中的所选点的能力使得能够在感测范围内靶向特定组织。
图16C以3D示出了可穿戴相控阵探头的映射超声场。所有方向上的比例尺均为1cm。插图示出了焦点处超声场的放大横截面，表明波束在x-y平面中会聚良好。比例尺为1cm。图16C中超声波束的三维映射显示了该设备的大穿透深度和出色的波束会聚性。设计的阵列允许将167mW/cm2的超声波能量密度传送到中枢器官，这在FDA定义的安全范围内(血管应用为720mW/cm2，而心脏应用为430mW/cm2)。波束方向性决定了主波束方向上的能量密度，可通过调整焦距来控制波束方向性。长焦距可使波束变窄并改善深层组织区域中的波束方向性，从而提高靶向和感测的分辨率。与市购刚性相控阵超声波探头(即，Verasonics P4-2v)相比，来自本文所述的可穿戴监测设备的波束在大工作范围内具有相似的方向性。
可通过改进聚焦和增加阵列中换能器的数量(诸如从该特定实例中的12个增加到市售设备情况下的128个)来提高设备的轴向分辨率。为了进一步提高波束的方向性和强度，从而提高所采集的数据的横向分辨率和SNR，可用多个列/行和多个脉冲来激励每个换能器。相关的好处有三点。首先，多个列/行激励可生成更集中的超声波束，这不仅可提供更高的侧向分辨率，还可携带更强的能量，从而从小组织产生更强的散射强度，引致更高的SNR。如图16D所示，可在设备在水箱中具有不同的入射角度的情况下沿主波束表征SNR。对于高质量成像，SNR应超过18dB。结果表明，相控阵具有出色的性能，即使在该实例中对于所有的入射角度深度为20cm，SNR也超过了18dB。其次，多脉冲的带宽要小得多(例如，15个脉冲的带宽为5.72％，相比之下单个脉冲的带宽为24.58％)，这引致对来自小反射器的多普勒频移具有更高的敏感性。第三，多脉冲增大了波束成形输出对设备变形的容限。
常规相控阵超声波波束成形仅在刚性和笨重的探头中得以实现，因为柔软设备中由阵列变形引起的相位畸变仍然是一项巨大的挑战。当柔软设备随着人体运动而变形时，每个换能器元件都会偏离其标准位置，从而导致超声波干涉出现偏差，因而导致波束输出出现偏差。尽管先进的自动校正方法可测量每个元素的位置并最小化相位畸变，但人体皮肤的动态运动对换能器坐标的准确实时跟踪提出了相当大的挑战。在该实例中选择了2MHz的相对较低的频率，与长波长相比，阵列元件的偏移可以忽略不计，这可最小化波束输出对任何方向上的设备变形的敏感性。应当注意，由于频率相关的瑞利散射，较低的频率会减少小组织的反射。利用多脉冲激励可以克服这个问题。此外，较长的超声波脉冲长度使得发生干涉的概率较高，因而可增进波束成形，这进一步最小化波束成形对设备变形的敏感性。
为了确定低频如何补偿由设备变形引起的相位畸变，研究了由人体皮肤曲率产生的相位误差。首先，利用3D扫描仪记录在不同姿势下人体颈部表面的最小曲率半径为约4.2cm。如图16E中的条形所示，计算线性换能器阵列所需的脉冲时间分布，以在没有阵列变形的特定聚焦区域中创建合成波前。接下来，计算所需的脉冲时间分布以创建相同的波前，其中阵列变形至约4.2cm的曲率半径。与前一分布的偏差也由图16E中的条形标记。最大偏差为14.2ns，对应于4.26％的相位畸变，这发生于阵列边缘的换能器元件。中心换能器的偏差仅为1.13ns，对应于0.06％的相位畸变。因此，在2MHz下，来自典型颈部皮肤曲率的相位畸变相对较小，因而对相控阵波束成形的影响很小。
为了进一步研究可穿戴相控阵超声波探头在体外模型的复杂表面上的波束成形，将该设备层压在从人体颈部复制的皮肤模拟体模上。实验结果表明，在平面表面和颈部表面上，都可以在很宽的入射角度范围内引导超声波束。如图16F所示，随着入射角度增加出现栅瓣。用于高准确度感测的超声波设备的工作范围定义为栅瓣强度比主波束弱至少-15dB的范围。当设备遵循具有约4.2cm的最小曲率半径的体模轮廓时，工作范围为-20°到20°，其中测试系统(Verasonics)的精度为0.1°。除了弯曲之外，探头性能还具有抵靠平面中的变形的特点。结果表明，在自然姿势下人体颈部皮肤的最大应变为20％拉张或压缩应变下，波束成形性能出色。
可穿戴式相控阵超声波探头即使在弯曲表面上也具有强穿透性和良好受控的波束聚焦及引导特征，因而具有广泛的应用，可用于靶向中枢器官监测。这里展示了可穿戴监测设备在血液动力学监测中的两种例示性应用：(1)皮下4到14cm处的心脏组织多普勒成像(TDI)，以及(2)血流频谱记录(具有几微米大小的RBC)，用于中枢心血管动力学的定量分析。
本文所述的可穿戴相控阵超声波探头还可用于连续和非侵入性地监测心脏功能。心脏功能的非侵入性直接测量的常规方法是超声波心动图描记术，它已成为黄金标准。然而，超声波心动图描记术大多仅在诊所进行，这意味着只能捕获床旁检测数据。典型的超声波心动图描记术探头是刚性的且十分笨重，这对于长期患者监测是不切实际的。此外，从这些探头获得高质量的数据需要对操作者进行广泛的培训。因此，心脏功能的长期超声波心动图描记术测量尚不可用，并且心脏监测依赖于更具侵入性的探头(例如，肺动脉导管)或根据相关参数(例如，动脉波形分析、阻抗变化和主动脉多普勒)提供心脏功能的间接估计的探头。这些问题可以通过可穿戴相控阵超声波探头来解决。
由于心室结构位于人体皮肤下方约3-14cm处，因此心室信号在发射和接收过程中都会经历显著衰减。接收到的信号的质量不仅取决于发射波束强度，还取决于换能器阵列的接收性能。为了提高接收到的信号的SNR，使用了相控阵接收波束成形，这是发射波束成形的逆过程。
图17A例示了相控阵接收波束成形的工作原理。可通过对准和累加由每个换能器通道接收到的原始信号来增强信号的SNR。该信号可以是加权和，选择适当的窗口函数(例如，汉宁函数)以进一步增强对比度。也就是说，相控阵接收波束成形考虑了由阵列中所有的换能器接收到的信号及它们的相位差，然后将这些信号相加以重建具有更高SNR的更强回波。利用相控阵发射和接收波束成形，该可穿戴监测设备可用于检测以各种定向放置在水中和组织模拟体模中达17cm深的物体。结果与市售探头的效果相当。
图17B是可穿戴监测设备在人体胸部上的光学图像，其中图像中标记了关键部件。比例尺为1cm。图17C是心脏活动监测中使用的超声波检查窗口的示意图，其中标记了0°波束线。标记了右心室前壁和左心室后壁。在图17B和图17C中，可穿戴相控阵超声波探头被放置在第4和第5肋之间用于心脏监测。
通过解码整个超声波检查窗口中的多普勒频移，可重建组织多普勒图像以示出实时心室壁运动。图17D中的左图是心室的多普勒频谱，示出了在收缩期右心室(RV)壁和左心室(LV)壁的同时收缩。图17D中的右图示出了舒张期中两个心室壁松弛。LV速度分布的分析出现在图17E中，该图示出了LV后壁的详细多普勒频谱分析，清楚地显示了心动周期中的收缩期和舒张期。在图17E中，在约9-12cm的深度处观察到LV壁的周期性收缩和舒张模式。图17F示出了LV后壁的组织多普勒(TD)波形(示出了收缩和舒张速度)以及同时测量的ECG波形。组织多普勒波形与ECG波形之间存在很明显的相关性。图17G示出了同时记录的组织多普勒频谱(顶部)、组织多普勒波形和ECG。可以清楚地识别收缩期的两个阶段。在等容收缩(IVC)期，房室(AV)瓣关闭。然后是射血(E)期，在此期间血液被排放到肺动脉和主动脉中，并且心室射血速度达到最高。舒张期由两个阶段组成。舒张的早期是等容舒张(IVR)期，表现为心室速度曲线中的降低。然后主动脉瓣在IVR期后关闭，此时心房然后是心室开始填充。这对应于舒张后期(LD)阶段，即心动周期的结束。
利用可穿戴监测设备采集的心脏相位与通过ECG追踪的心动周期匹配良好。此外，通过可穿戴相控阵超声波探头测量的组织多普勒可直接从特定心肌提供定量评估。该信息可提供与ECG电极和听诊器无法测量的心脏组织活动的解剖学结构和速度有关的独特见解。
本文所述的可穿戴相控阵超声波探头还可用于监测持续血流，以对处于危险中的组织或器官进行长期评估，诸如血管疾病患者中的大脑和下肢的血液供应。目前，有几种皮肤或组织集成设备显示出用于准确的长期血液动力学监测的前景。然而，这些设备不能定量地评估血流速率，而血流速率是组织血液灌注分析的关键。例如，多普勒超声波检查被广泛认为是中枢血管中的血流测量的黄金标准，但与超声波心动图描记术类似，多普勒超声波检查由于实际原因通常仅限于床旁检测应用。相比之下，如下文所示，可穿戴相控阵超声波探头允许在大多数人体血管床中连续监测血液动力学。
为了证明这种能力，测量了颈动脉和相邻颈静脉中的血流，因为它们是脑血液灌注和引流的关键途径。在多普勒超声波检查中，流动的RBC(大小为约8μm)散射入射的超声波，在散射波的频率中引入多普勒频移，该频移被设备拾取。与镜面反射信号(例如来自心肌界面的信号)相比，来自RBC散射的信号的强度要低得多，因为与超声波波长相比，RBC的尺寸相对较小。如前几节所述，相控阵发射/接收波束成形可实现高SNR，其有利于RBC感测，以进一步提高反射信号质量。
图18A示意性地例示了超声多普勒感测的工作原理。该设备以约20°的入射角度发送聚焦的超声波束，以引起与移动中的RBC的多普勒相互作用。插图示出了超声脉冲与移动中的RBC之间的相互作用。图18B示出了可穿戴监测设备在应用于人体颈部时的光学图像。图像中标记了关键部件。如图18A和图18B所示，可穿戴探头被放置在人体颈部表面，并且超声波束被聚焦和引导以实现颈动脉和颈静脉的最佳声波作用。8μm级RBC产生的超声波能量足以采集血流信号。通过提取多普勒频移和血管定向，可以计算出血流速度。此外，接收到的信号的幅值和多普勒频移可用于重建彩色血流图像，其在图18C中以灰度示出并以灰度描绘了软组织结构，而血流将以色度示出。对于血流速度记录，多普勒角(即波束与血管之间的角度)不应超过60°。过大的多普勒角会引致误差。图18D以灰度示出了从由可穿戴相控阵接收的信号重建的颈动脉血流的CFI，其中标记了超声波束和血流的方向。图18E以灰度示出了从由可穿戴监测设备接收的信号重建的颈静脉血流的CFI，其中标记了超声波束和血流的方向。图4D和图4E中的多普勒角分别为58°和54°。
图18F示出了与市售超声波探头相比的颈动脉血流频谱，而图18G示出了与市售超声波探头相比的颈静脉血流频谱。颈动脉血流和颈静脉血流的测量的频谱示出了特征性的心脏搏动模式。峰值收缩速度(PSV)和舒张末期速度(EDV)是用于血液动力学分析的特别感兴趣的两个值，其可以直接在频谱上被识别出来。
为了验证测量值，可穿戴监测设备和市售相控阵超声波探头(Verasonics P4-2v探头)同时用于流速测量。来自可穿戴监测设备的结果(图18F和图18G中的顶部曲线)和来自市售探头的结果(图18F和图18G中的底部曲线)显示出高度的一致性。利用针对颈动脉血流的PSV和EDV的两种探头对三名健康受试者重复测量30次。
图18H是颈动脉血流的PSV的Bland-Altman分析，显示出与市售设备相当的准确性。可穿戴监测设备产生的偏置误差(μ)为0.046m/s，精度误差(σ)为0.191m/s，这与市售设备的μ和σ分别为-0.035m/s和0.175m/s相当。图18I是颈动脉血流的EDV的Bland-Altman分析。可穿戴监测设备产生的偏置误差μ为0.004m/s并且σ为0.047m/s，这与市售设备的μ和σ分别为-0.002m/s和0.040m/s相当。因此，数据的Bland-Altman分析显示出良好的一致性，表明可穿戴监测设备的精度和准确度与市售探头相当。在重复使用60天后，可穿戴监测设备非常坚固，性能下降极小。
人体脑血液循环是维持中枢神经系统的关键，并且容易受到加速度、微重力中的极端变化以及血管疾病诸如动脉粥样硬化的影响。目前很难用非侵入性方法评估脑循环，而可长期连续记录血流量的可穿戴监测设备于是满足了迫切需求。由于颈动脉是通往大脑的关键通路，因此颈动脉血流(CBF)可与脑血流量相关。可通过手持式超声波探头测量CBF。然而，这种方法需要广泛的操作者培训，并且结果可能高度依赖于操作者。
利用本文所述的可穿戴监测设备超声波探头可测量血管内的血流速度和血管壁的位置(因而测量血管直径)。将平均颈动脉血流速度乘以血管横截面积得出CBF。图18J中所示的CBF测量是在30分钟的时间段内以5分钟为间隔对受试者进行的，其中受试者在前12分钟内休息，然后在第12分钟-第15分钟进行3分钟的巴比测试(burpee test)，并在最后15分钟内休息。从数据中可以看出，在第15分钟，CBF从0.590L/分上升到1.560L/分，而在受试者休息5分钟后，CBF恢复到基线水平。结果显示出良好的再现性，这可以通过对同一受试者进行的三次连续测量的小误差条来证明。已针对来自市售相控阵超声波探头(VerasonicsP4-2v探头)的测量值验证了CBF测量值。
总之，本文所述的可穿戴相控阵超声波探头为可穿戴电子产品开辟了新的感测维度。可穿戴相控阵的感测范围不再局限于设备正下方的区域，而是扩展到宽得多的声学窗口。在人体组织中具有大穿透深度使得可以对中枢器官进行连续和非侵入性的监测，并且能够引导和聚焦超声波束，从而实现主动靶向感测。该设备对感测微尺度物体(诸如RBC)保持高分辨率，这是由相控阵发射/接收波束成形带来的高SNR实现的。目标器官或组织可扩展到其他中枢器官，包括肝、肺和胃肠道组织，以用于灌注监测和连续监视患者的处于危险中的器官。
在图19-***中例示了本发明的其他方面，下文将对其进行描述。
图19A和图19B示出了用于中枢器官监测的现有柔性/可拉伸电子设备之间的比较。特别地，图19A是可穿戴监测设备与其他柔性/可拉伸性生物传感器(包括光电子产品、热电子产品、基于离子电渗疗法的电化学传感器、基于太赫兹波的传感器、单超声波(US)换能器和电子听诊器)的检测范围(每个感测模式下方的阴影区域)的比较。与其他感测方式相比，相控阵在穿透深度和空间分辨率方面具有明显的优势。利用相控阵波束成形，可穿戴超声波探头可聚焦波束以实现较长的穿透(在人体组织中可达14cm)并在具有足够的空间分辨率和SNR的情况下引导波束扫描40°的范围。通过马萨诸塞州纳蒂克的迈斯沃克公司(MathWorks)的Field II,MATLAB计算，2D中的受声波作用的面积可达约68.41cm2，是单个换能器约0.18cm2的受声波作用的面积的380倍大。图19B是文献中代表性柔性/可拉伸性生物传感器的穿透深度和分辨率的比较。结果显示，可穿戴监测设备在分辨率足够的情况下具有大穿透深度用于中枢器官监测。
图20A、图20B和图20C示出了可穿戴监测设备的部分的示意图。特别地，图20A是该设备的立体图。插图示出了单个换能器的横截面。标记了材料层和厚度。图20B是设备的仰视图(左图)以及突显出底部电极设计的2乘2阵列的放大图像(右图)。图20C是设备的俯视图(左图)以及突显出顶部电极设计的2乘2阵列的放大图像(右图)。
图21A、图21B和图21C示出了可穿戴监测设备的光学图像。特别地，图21A是可穿戴监测设备在球形表面上的立体图像，示出了其柔性和可拉伸性。图21B是整个设备的俯视图，包含与各向异性导电膜(ACF)线缆的后端连接，如图像中所标记的。该设备覆盖有医用胶带，以促进与皮肤的粘附。图21C是图21B中的可穿戴监测设备的背面的图像，示出了连接线材和ACF线缆。
图22A至图22F示出了在可穿戴监测设备的可拉伸性测试期间探头的光学图像。特别地，图22A是在0％应变的情况下处于其原始状态的设备。图22B是在4％双轴拉张应变下(左)和恢复到无应变状态后(右)的设备。图22C是在8％双轴拉张应变下(左)和恢复到无应变状态后(右)的设备。图22D是在12％双轴拉张应变下(左)和恢复到无应变状态后(右)的设备。图22E是在16％双轴拉张应变下(左)和恢复到无应变状态后(右)的设备。结果显示，该设备可承受高达16％的双轴应变而不会发生塑性变形。图22F是在20％双轴拉张应变下(左)和恢复到无应变状态后的设备，其中识别出塑性变形和断裂(右)。比例尺均为0.5mm。
图23A和图23B是通过可穿戴监测设备表征换能器元件性质的图。特别地，图23A是中心频率(fc)，而图23B是阵列中144个元件的机电耦合系数(Kt)分布，示出了换能器元件性质的一致性。
图24A至图24C示出了在各种频率下相控阵波束成形的波束会聚和变形容限的场II模拟。特别地，图24A是x-z平面中单个(左)和两个(右)换能器在1MHz(上图)和8MHz(下图)下的超声场之间的比较。左图中的插图示出了沿虚线圆圈提取的超声波束图案。左图显示，在1MHz下，单个换能器具有大的波束扩展，而在8MHz下，换能器产生具有高方向性的波束。右图示出了由两个换能器生成的超声波束与1MHz下的会聚波束和8MHz下两个分开的波束的干涉图案。比较表明，具有大扩展的波束会具有较好的会聚性。右图中的插图示出了对应频率的脉冲信号。比例尺为1mm。图24B是单个(左)和两个(右)换能器在2MHz、4MHz和6MHz下的超声场。比例尺为1mm。图24A和图24B中换能器的位置用红色十字标记。图24C是在各种频率下与半波长相比在变形时12元件线性阵列(根据它们在阵列中的顺序编号为1～12)中的每个元件的相位偏差。黑色曲线示出了不同频率下的半波长。粉红色圆点示出了4.2cm曲率半径下换能器阵列的相位偏差。由于波长较长，低频换能器可承受较大的弯曲表面引起的失真。因此，它更适用于可穿戴监测设备。图24A和图24B中的数据是通过模拟得出的。图24C中的数据来自图24A和B。Field II，MATLAB(马萨诸塞州纳蒂克的迈斯沃克公司)。
图25示出了在各种弯曲场景中不同频率下x-z平面中波束会聚的场II模拟。弯曲曲率半径为4.2cm。图中的所有模拟结果均针对由两个具有0.6*0.6mm2占用面积和1mm节距的换能器产生的波束。不同频率下相同弯曲场景中的结果比较表明，无论表面如何弯曲，波束都可易于在低频下会聚。在较高频率下，平坦和凸形的表面可易于引起波束扩展。虽然凸形表面在一定程度上可引起较高频率的波束会聚，但也会出现栅瓣。因此，具有低频(诸如2MHz)的相控阵换能器元件对阵列变形具有很高的容限，这就是为什么首选低频来构建可穿戴监测设备的原因。比例尺为1mm。所有数据均来自Field II,MATLAB(马萨诸塞州纳蒂克的迈斯沃克公司)。
图26A至图26D示出了由x-z平面中的单个换能器和相控阵换能器产生的波束的场II模拟。图26A示出了7.5MHz、0.9*0.9mm2单个换能器的模拟强度分布。图26B示出了2MHz、0.6*0.6mm2单个换能器的模拟强度分布，并且图26C示出了2MHz、0.6*0.6mm2、1*12相控阵列的模拟强度分布。所有强度分布都被单独归一化，并在相对强度上共用相同的比例尺。图26D是20mm深度处的归一化强度比较。所有数据均来自Field II,MATLAB(马萨诸塞州纳蒂克的迈斯沃克公司)。
图27A和图27B例示了用于激活2D相控阵换能器元件的方案。特别地，图27A示出了整个设备总共包含144个可单独寻址的相控阵元件(12列和12行)。通过相控阵波束成形，阵列的扫描平面可在水平和竖直两个方向上。图27B示出了12列/行换能器由10种阵列元件组合(在虚线框中)组成以用于竖直/水平扫描。例如，第1种水平扫描组合涉及阵列矩阵的第1行、第2行和第3行。每个后续组合由共用相同聚焦规律的3行相邻换能器组成，以增强超声波强度和均匀性。在设备运行过程中，阵列单元的10种组合可产生超声波束，其在竖直或水平平面上扫描，扩大了受声波作用的区域以覆盖感兴趣的器官。
图28示出了波束方向性随焦距的变化。特别地，如图28从左到右所示，前5个图像分别是由焦距为16mm、20mm、30mm、50mm和100mm的可穿戴监测设备生成的代表性超声场。结果表明，较长的焦距可引致较高的波束方向性。焦点用红色三角形标记。比例尺为1cm。底部图表表征了波束方向性随焦距从16mm到100mm的变化。当焦距从16mm增加到30mm时，方向性增加。焦距进一步增加至100mm而不会显著影响波束方向性。使用声强测量系统(加利福尼亚州森尼维耳的昂达公司(Onda))将所有声场数据映射到x-z平面。
图29A和图29B示出了市售医疗相控阵和可穿戴监测设备之间的x-z平面中波束方向性的比较。特别地，图29A示出了医疗2MHz相控阵(Verasonics P4-2v探头)在0°(左图)和25°(中图)下的波束图案，以及在各种入射角(从0°到40°)下的波束方向性(右图)。图29B示出了可穿戴监测设备在0°(左图)和25°(右图)下在弯曲表面(具有4.2cm曲率半径)上的波束图案，以及在各种入射角(从0°到40°)下的波束方向性的汇总(右图)。
图30A至图30D示出了通过增加相控阵中换能器元件的行数来增强x-y平面中的正交波束会聚。特别地，图30A是具有1行、3行和5行的相控阵的示意图，其中超声波束聚焦在同一点。插图是x-y焦平面中波束横截面的图示，对应于图30B中的映射位置。图30B是对应于图30A中的场景的x-y焦平面中波束强度分布的归一化超声波映射结果，示出了通过增加相控阵的行数来实现更好的波束会聚。比例尺为3mm。图30C是三种场景的超声波映射在相同的强度尺度上的比较(从左到右分别为：1行、3行、5行)。除了方向性增强外，波束强度也随着行数的增加而增加。比例尺为2mm。图30D是具有1行、3行和5行的相控阵的波束宽度(红色)和强度(黑色)。较多行的相控阵会引致较高的波束方向性和强度。图30B和图30C中的所有声场数据都在声强测量系统(加利福尼亚州森尼维耳的昂达公司)中被映射。
图31A至图31C例示了在中心频率和激励脉冲数量方面调整单个换能器的超声波性能的过程。单个换能器的可调整的性质包括波束方向性、穿透性、接收信号的带宽、SNR和空间脉冲长度(SPL)。图31A是由单个换能器在1至8MHz的频率下产生的波束的模拟-3dB半角和穿透深度。波束在高频下具有高方向性，反之亦然；波束在低频下具有大穿透深度，反之亦然。插图是不同频率下的模拟波束图案，其中低频下波束扩展最大。数据来自FieldII,MATLAB(马萨诸塞州纳蒂克的迈斯沃克公司)。图31B是单脉冲(左)和多脉冲(右)激励的射频和对应的快速傅里叶变换(FFT)信号。多脉冲激励的脉冲持续时间较长且带宽较小，可提高相控阵探头对多普勒频移的敏感性。图31C是具有不同的激励脉冲数的单个换能器的SNR和SPL的实验表征，示出了在多脉冲激励下SNR和SPL两者增强。信号从距离换能器2cm的铝块被反射。
图32A至图32C例示了可使用多脉冲激励来增强相控阵的SNR。特别地，图32A是在聚焦波束路径中放置直径为1mm的反射器的相控阵的示意图，模拟临床应用中的感测场景。图32B是半脉冲和多脉冲激励信号的示意图。对应的接收到的信号在右侧，示出了多脉冲激励下的增强的SNR。图32C示出了作为激励脉冲数量的函数的SNR(组织中10cm深度以下)，示出了SNR随着用于激励相控阵元件的脉冲数量而增加。
图33A至图33F表征了典型姿势下人体颈部的皮肤曲率。特别地，图33A是用于扫描皮肤曲率的示意性设置。姿势由配备有运动传感器的头盔来表征。姿势由两个旋转轴线(即俯仰和偏航)来表征。每个姿势下的皮肤表面都由3D扫描仪(加拿大温哥华的LMI技术公司(LMI Technologies)的HDI Advances)扫描以确定其最大曲率。图33B示出了有关用于姿势表征的硬件的详细信息。将内置有电子罗盘和测角仪的手机固定在头盔上，以用于感测和表征颈部姿势。图33C为手机中俯仰和偏航角读取软件界面。图33D示出了皮肤姿势测量的指定姿势(顶部)和10名测试受试者的人口统计信息(底部)。测得的俯仰角的范围为-20°到20°；测得的偏航角的范围为-25°到25°。图33E是用于对扫描的数据进行分析的详细过程。左图示出了通过3D扫描重建的原始数字模型，其中标记了颈动脉(CA)的位置。左下角的放大图像示出了从小面积皮肤上的原始模型中提取的皮肤轮廓信息的实例，其用于局部皮肤曲率计算。右图示出了CA附近区域中计算出的曲率分布。图33F示出了CA附近的皮肤曲率分布，示出了所有受试者的最小曲率半径为约4.2cm，这表明了可穿戴监测设备所需的变形容限。
图34A至图34E示出了详细的皮肤曲率计算方案。
图34A至图34E示出了详细的皮肤曲率计算方案。特别地，图34A示出了来自皮肤曲率扫描的原始数字模型。3D网格数字模型由3D扫描仪(加拿大温哥华的LMI技术公司的HDIAdvances)创建。图34B示出了与CA线平行、节距为1cm的五个基准平面被绘制为与3D模型相交，从而生成五条相交曲线。图34C示出了五个基准平面被绘制为在CA附近的所选点处与3D模型表面的法线相交，其中角度增量为10°，从而生成五条相交曲线。目标是确保可在实际CA线附近处理旋转方向上的相邻平面。图34D示出了CA附近的相交曲线的放大图像(图34B中的虚线区域)。图34E是CA附近的相交曲线的放大图像(图34C中的虚线框内的区域)。相交曲线用于识别特定身体姿势下人体颈部皮肤的最大曲率。每条曲线上的十字标记沿该曲线的最大曲率点。我们选取典型人体姿势下所有相交曲线的最大曲率来表示CA附近的最大曲率。
图35A至图35G例示了可穿戴监测设备在从人体颈部复制的体模上CA深度处的x-z平面中的性能。来自3D扫描的3D数字模型首先是从人体颈部创建的。然后从3D打印模具铸造出聚二甲基硅氧烷(PDMS)体模，用于后续的探头测试。图35A是用于扫描人体颈部皮肤曲率的示意性设置。图35B是从扫描创建的3D数字模型。图35C是用于利用3D打印创建体模的示意性设置。图35D是使用3D打印模型作为模具来固化PDMS体模的铸造设置。图35E是可穿戴监测设备在PDMS倒模上的映射的超声场。CA的深度范围由虚线标记。图35F是可穿戴监测设备在曲线表面(上图)和平坦表面(下图)上的映射的超声场。CA的深度范围由虚线标记。映射强度结果共用相同的比例尺。图35G是可穿戴监测设备在不同深度处的波束强度(上图)和方向性(下图)分析。可穿戴监测设备的性能在两个表面上相当。上图中的阴影区域代表CA的深度范围。
图36A至图36D例示了可穿戴监测设备在从人体颈部复制的体模上的x-z平面中在不同入射角下的性能。特别地，图36A示出了表征的示意性设置。利用可穿戴监测设备在平坦表面(左上)或曲线表面(右上)上进行超声场映射。表征系统由水箱和尖端带有水听器的3D电机系统组成。图36B是可穿戴监测设备在平坦表面(左)和曲线表面(右)上在入射角范围为0°-25°的情况下的映射的超声场。比例尺为2cm。图36C是可穿戴监测设备在不同入射角的情况下在典型CA深度(约3cm)处的归一化的波束强度。插图例示了进行强度测量的深度。图36D是可穿戴监测设备在不同入射角的情况下在典型CA深度(约3cm)处的波束方向性。在所有入射角都在测试范围内的情况下，可穿戴监测设备的波束方向性在两个表面上相当。
图37A至图37G例示了可穿戴监测设备在拉张/压缩应变下的性能。特别地，图37A示出了用于在头部屈曲/伸展期间人体颈部皮肤进行应变表征的示意性实验设置。一对标记被应用于竖直方向上靠近CA区域的人体颈部。当受试者低头/抬头时，两个标记之间的距离会增加/减小。图37B示出了用于在头部旋转期间对人体颈部皮肤进行应变表征的示意性实验设置。一对标记被应用于竖直方向上靠近CA区域的人体颈部。当受试者向左/向右转动头部时，两个标记之间的距离会增加/减小。图37C示出了作为俯仰(屈曲/伸展)角的函数的人体颈部皮肤的应变。数据由3D扫描仪(加拿大温哥华的LMI技术公司的HDI Advances)测量得到。图37D示出了作为偏航(旋转)角的函数的颈部皮肤的应变。负号意味着应变是压缩性的。应当注意，皮肤不会受到压缩应变，但会形成皱纹以适应压缩。数据由3D扫描仪(加拿大温哥华的LMI技术公司的HDI Advances)测量得到。图37E示出了用于表征可穿戴监测设备在用机械拉伸器施加的双轴拉张应变下的性能的示意性实验设置。映射系统例示在下图中。图37F示出了可穿戴监测设备在0％-20％拉张应变下的波束强度。应变对主波束的强度没有显著影响。数据被映射到声强测量系统(加利福尼亚州森尼维耳的昂达公司)。图37G示出了可穿戴监测设备在-20％到20％应变下的相对栅瓣强度。(拉张应变中的数据是在实验中测量得到的，压缩应变状态中的数据来自于Field II,MATLAB(马萨诸塞州纳蒂克的迈斯沃克公司)中的模拟)。-3dB阈值在上图中被标记出来，其中栅瓣开始影响生物医学应用中的主波束。结果表明，该设备的工作范围为拉张应变的约20％。
图38A至图38D例示了通过相控阵接收波束成形实现的可穿戴监测设备在x-z平面中的大感测范围。特别地，图38A示出了所设计的在水中10～20cm深度处的实验设置(左图)。七个反射器(铁线，用圆圈标记)分别被布置在9cm、12cm、15cm和18cm的深度处，其中竖直方向与撞击到铁线的波束线之间的夹角分别为0°、10°、20°和30°。为了检测这些目标，在入射角为-35°到35°的情况下以5°为增量创建15条波束线。来自对应波束线的接收到的信号示出在中图中。脉冲信号(在粉红色阴影区域中)是由于换能器的振铃效应而产生的。脉冲信号不会用于跟踪物体。在实现相控阵接收波束成形后，SNR得到增强，达到51dB，如右图所示。来自可穿戴监测设备的高质量信号证明了其在中枢器官感测方面的潜力。图38B是三个反射器(铁线)在25cm(线材a)、30cm(线材b)和35cm(线材c)的深度处在不同定向(x-y平面中-30°到30°)上的3D成像。图38C示出了在图38B中的感测场景中利用可穿戴监测设备生成的3D图像沿y轴的十个连续横截面图像。通过采用如图27A和图27B所示的策略来执行3D扫描。反射器的位置用红色十字标记。插图示出了反射器的放大图像。图38D以与图36C相同的比例示出了来自图38C的三个代表性横截面Ⅰ、Ⅱ和Ⅲ。使用二值化方法(具有5V的信号阈值)处理图像。增益为100dB。
图39A至图39C比较了可穿戴监测设备与市售探头之间在组织模拟体模上的检测能力。特别地，图39A示出了具有分布在0-17cm深度处的反射器的组织模拟体模。图39B示出了市售医用超声波探头(Verasonics，P4-2v探头)的成像结果。图39C是可穿戴监测设备的成像结果，示出了与医用探头相当的检测质量。
图40A和图40B示出了在心肌的组织多普勒测量期间人体胸部的解剖学结构。特别地，图40A示出了设备在胸部上相对于骨骼和心脏的位置。图40B示出了胸骨旁短轴(PSAX)视图的横截面结构，示出了贴片、受声波作用的区域以及附近组织结构的相对位置和定向。波束线穿透各种组织层，包括皮肤、脂肪、肌肉、心包液、右心室前壁、右心室、隔膜、左心室和左心室后壁。
图41A和图41B示出了时域中组织多普勒的原始RF信号和对应的人体解剖学结构。特别地，图41A示出了一个心动周期中组织多普勒的原始RF信号。应当注意，y轴是时间。通过将超声波速度乘以人体组织中超声波脉冲的飞行时间，将x轴转换为深度。作为概念证明，我们忽略了人体中超声波速度的非均匀性。从图案中我们可以清楚地观察到来自蓝色虚线框内的右心室(RV)前壁和橙色虚线框内的左心室(LV)后壁的反射峰。反射峰的位置在心动周期中发生位移。RV前壁峰值从0到0.6s向左位移，对应于右心室舒张，并且从0.6到0.8s向右位移，对应于右心室收缩。同时，峰值从0到0.6s向右位移，对应于左心室舒张，并且从0.6到0.8s向左位移，对应于左心室收缩。峰值位移清楚地表明心腔的松弛和收缩。图41B示出了对应于图41A中的信号峰值的PSAX视图的横截面结构。
图42是用于ECG测量的电极放置的示意图。特别地，图42示出了放置在肢体不同位置的三个电极，包括在每个内侧小臂上的电极以及在脚踝上方的左腿上作为公共接地点的电极。
图43A和图43B示出了镜面反射和散射之间的区别，这是超声波和组织之间相互作用的两种主要形式。特别地，图43A例示了当超声波遇到具有不同的超声波性质(即，声阻抗)的两个组织之间的界面时发生镜面反射(左图)。中图中的放大图像示出了镜面反射的更多细节。由于与超声波波长相比，界面在尺度上要大得多，因此大部分超声波能量将被反弹回来。具体地，反射/透射比取决于组织1与组织2之间的声阻抗差异。镜面反射通常有清晰的峰值，其具有相对较高的SNR(右图)。图43B例示了当超声波遇到尺度远小于超声波波长的组织或细胞(诸如红细胞(RBC，尺寸为6～8μm，左图))时会发生散射。中图中的放大图像提供了更多的散射细节。传入的超声波将被微观组织或细胞向各个方向散射。因此，与镜面反射相比，接收到的反射信号(沿特定方向)具有相对较低的SNR。与检测镜面反射相比，接收散射信号需要相对高强度的超声波。
图44A和图44B示出了在水中有散射粒子和没有散射粒子的散射光谱。该实验是在有散射粒子(图44A中所示)和没有散射粒子(图44B中所示)的情况下利用蠕动泵进行的。结果显示，当流体包含散射粒子(尺寸为5μm，浓度为1.82％)时，仅存在可检测的多普勒频移。在该研究中，纯水不会在超声波频率中引入任何多普勒频移。
图45A和图45B示出了用于估计流速的两个关键分量，包括多普勒频移和多普勒角。在测量相同的流体流量时，多普勒频移和多普勒角是需要被测量以计算流速的两个相互依赖的参数。图45A示出了流向超声波的流体可引入正多普勒频移，对应的频谱信号出现在下图中。图45B示出了在与超声波相同的方向上流动的流体(具有比图45A中的绝对角度更小的绝对角度)可引入较大但为负的多普勒频移，作为下图中对应的频谱信号。
图46示出了使用可穿戴监测设备进行血流测量的过程。整个过程分为三个阶段。阶段1：用于血管定位的成像。血管包含三个部分，包括前壁、管腔区域和后壁(如步骤I)。设备将执行组合的B模式和彩色流动成像(步骤II)，其可揭示血管流动的方向和空间信息。图17D和图17E的多普勒角可如下计算。根据波束入射角(α)为20°(参见“材料和方法”)时来自CFI图像的测量值，图17D和17E中的颈动脉和颈静脉具有12°和16°的倾角(β)，分别对应于58°和54°的多普勒角(θ)，这在可接受的范围内。然后将定义具有适当的多普勒角的波束成形线，以从该线的RF信号中读出多普勒信息(步骤III)。在RF信号的单个帧中，水平轴代表飞行时间，标记为“快速时间”。纵轴代表信号幅值。我们可以从RF信号中清楚地分辨出来自前壁、管腔区域和后壁的信号。第三条轴线标记为“慢速时间”，代表多次超声波生成的时间。两个相邻帧之间的时间间隔是脉冲重复间隔(PRI)。RF信号的这一系列帧将被记录为原始数据以供进一步处理和分析。阶段2：RF信号的正交解调。在采集RF信号后(步骤I)，将执行正交解调以提取正向和逆向的流体流动信息。在步骤II中，将RF信号的每个帧分别乘以sin(2πf0t)和cos(2πf0t)，形成两个信号通道，标记为“直接通道”和“正交通道”。f0代表超声波信号的中心频率。然后，在步骤III中，所得信号将通过截止频率等于f0的低通滤波器。然后，将应用采样门来仅收集来自管腔区域的多普勒频移。将该采样门中的所有数据相加，得到I/Q(同相和正交)数据中的单个点，该点位于慢速时域中。阶段3：I/Q信号的傅里叶分析。该步骤将先前的I/Q数据转换为血流频谱。两个真实I/Q信号通道(步骤I)将用于组成新的复合信号。在步骤II中，通过对该组成的信号执行FFT，可在多普勒频谱中区分对正向流和逆向流有贡献的两种散射的强度分布。橙色曲线具有为正的多普勒频移(在0Hz的左侧)；蓝色曲线则相反。然后，在步骤III中，我们通过对数压缩将幅值信息编码为亮度。通过链接所有单亮度模式像素，可重建包含正向和逆向流体流动信息的血流频谱。在正常速度的正常血流条件下，频谱代表在有限时间跨度内特定血管中存在的混合的多普勒频率。具体地，在血管腔中，特别是在层流条件下，血流在血管横截面上具有速度梯度，其中，中心具有最大速度而靠近血管壁的区域具有最小速度。血管腔中流动速度的梯度可产生不同的散射强度。
图47A至图47D示出了血流速度测量值的多普勒角相关性。特别地，图47A是用于血流测量的倾斜超声波束的图示。图47B示出了集成的B模式和彩色血流成像，用于测量CA与超声波束之间的多普勒角(θ)，这对于血流速度计算是必不可少的。图47C示出了测量的血流频谱。标记了四个峰值收缩速度(PSV)读数和平均PSV。图47D示出了在不同的多普勒角(50°～85°)下在同一受试者上测得的PSV和误差。当多普勒角超过60°时，测得的PSV被明显高估。根据多普勒频移与流动速度之间的转化方程，q越大，则cosq越接近于零，并且测量误差将越大。
图48A和图48B例示了可穿戴监测设备的寿命。特别地，图48A示出了在设备制造后的第1天(上图)和第60天(下图)使用相同设备对受试者进行CBF测量的测量值。两种测试都可获得可靠且相似的结果。图48B示出了在第1天和第60天在水下30cm深度处测量的同一设备的SNR，显示在长期测试后下降2.5dB，这可能是由于基材磨损、换能器材料的潜在去极化或因湿气引起的基于PZT的换能器材料的降解而造成的。第1天与第60天之间的设备使用量为约每周3-4次。
尽管已经以特定于结构特征和/或方法动作的语言描述了主题，但是应当理解，所附权利要求中定义的主题不一定限于上述特定特征或动作。

Claims (16)

1.一种用于使用超声波探头监测患者的方法，所述方法包括：
将具有多个相控阵压电换能器元件的可适形二维压电换能器阵列附接在患者的表皮表面上，使得所述可适形二维压电换能器阵列适形于所述表皮表面的形状，所述可适形二维压电换能器阵列仅通过范德华力可附接至所述表皮表面；
将所述多个相控阵压电换能器元件作为相控阵操作，以将聚焦的超声波束发射到待监测患者体内的指定位置；
使用所述多个相控阵压电换能器元件从所述患者接收超声波；以及
显示接收到的超声波的指示。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述指定位置是血管，并且所述显示包括：显示所述血管中的血管血流的指示。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述血管是所述患者的颈动脉。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述指定位置是所述患者的中枢器官。
5.根据权利要求4所述的方法，其中，执行所述监测以进行心脏组织多普勒成像。
6.根据权利要求4所述的方法，其中，执行所述监测以进行血流频谱记录。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，在没有用户干预的情况下自动执行所述操作，以将所述聚焦的超声波束引导至所述指定位置而不改变所述相控阵压电换能器元件的物理位置。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述相控阵压电换能器元件是单独可控的，并且执行所述操作以使用时间延迟分布控制所述换能器元件的激活。
9.根据权利要求1所述的方法，其中，执行所述接收以监测下肢血管灌注。
10.根据权利要求1所述的方法，其中，所述可适形二维压电换能器阵列是柔性且可拉伸的，以建立与所述患者的非平面表皮表面的接触。
11.根据权利要求1所述的方法，其中，将所述聚焦的超声波束发射到指定位置包括：通过基于焦点和每个所述压电换能器元件之间的物理距离的计算来编程每个所述压电换能器元件的时间延迟，将所述聚焦的超声波束引导至所述表皮表面下方的指定空间位置。
12.根据权利要求1所述的方法，其中，所述操作还包括：利用光纤或3D相机确定所述压电换能器元件在所述患者的所述表面上的分布和相对位置，以使用光频时域反射法绘制每个所述压电换能器元件的位置。
13.根据权利要求1所述的方法，还包括：使用相控阵接收波束成形由接收到的超声波重建回波信号。
14.一种可适形压电换能器阵列，包括：
有机硅弹性体基材和有机硅弹性体覆材；
多个压电换能器元件，所述多个压电换能器元件设置在所述基材与所述覆材之间；
第一电互连层，所述第一电互连层电互连所述换能器元件的与所述基材相邻的第一表面；
第二电互连层，所述第二电互连层电互连所述换能器元件的与所述覆材相邻的第二表面；以及
控制器，所述控制器被配置成将所述多个压电换能器元件操作为相控阵列以将聚焦的超声波束发射到待监测患者体内的指定位置。
15.根据权利要求14所述的可适形压电换能器阵列，其中，控制器还被配置成在没有用户干预的情况下自动操作，以将所述聚焦的超声波束引导至所述指定位置而不改变所述压电换能器元件的物理位置。
16.根据权利要求14所述的可适形压电换能器阵列，其中，所述压电换能器元件是单独可控的，并且所述控制器还被配置成使用时间延迟分布控制所述压电换能器元件的激活。
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