具有三角形傳感器幾何結構的超聲脈管流量傳感器的製作方法

2023-10-09 08:07:29 1

專利名稱：具有三角形傳感器幾何結構的超聲脈管流量傳感器的製作方法
具有三角形傳感器幾何結構的超聲脈管流量傳感器本發明是2008年5月15日提交的待決的12/085133號美國專利申請的部分繼續
申請°本發明總體上涉及超聲血流傳感器領域，其通過測量脈管血流而應用於心臟復甦術以及對施予心肺復甦術(CPR)的指導。在急救中以及手術程序期間，評估患者的血流狀態對於問題診斷和確定問題的適當治療是很重要的。通常通過觸診患者頸部並感測由於患者頸動脈體積改變導致的可觸知的壓力變化來檢測患者體內心臟脈搏的存在。在心臟心室在心跳期間收縮時，壓力波被發送到患者的整個末梢循環系統中。在心縮期頸動脈脈搏波形隨著血液的心室射血而升高， 並在來自心臟的壓力波到達最大值時達到峰值。隨著壓力朝向脈搏末尾平息，頸動脈脈搏再次下降。患者體內沒有可檢測的心臟脈搏是心臟驟停的強烈指標。心臟驟停是威脅生命的醫學狀況，其中患者的心臟不能提供血流以支持生命。在心臟驟停期間，心臟的電活動可能被打亂(心室纖顫)，過快(室性心動過速)，缺少(心搏停止)，或以正常或緩慢心率進行組織而不產生血流(無脈搏電活動)。為沒有可檢測的脈搏的患者提供的治療形式部分取決於對患者心臟狀況的評估。 例如，護理人員可以向經歷心室纖顫(VF)或室性心動過速(VT)的患者施加除顫電擊，以停止未同步的或快速的電活動，並允許灌注節律返回。具體地，通過放在患者胸部表面上的電極向患者心臟施加強電擊來提供外部除顫。如果患者缺少可檢測的脈搏並正在經受心搏停止或無脈搏電活動(PEA)，不能施加除顫，護理人員可以執行心肺復甦術(CPR)，以讓一些血液在患者體內流動。在向患者提供諸如除顫或CPR的治療之前，護理人員首先必須確認患者處於心臟驟停中。通常，外部除顫僅適用於無意識、窒息、無脈搏的且處於VF或VT中的患者。醫療準則指出，應當在10秒之內確定患者體內有沒有心臟脈搏。例如，針對心肺復甦術(CPR) 的美國心臟協會規程要求健康護理專業人員在五到十秒之內評估患者的脈搏。缺少脈搏是開始外部胸按壓的指示。評估脈搏儘管看起來對於有意識的成年人而言很簡單，但它是基本生命保障評估序列的最常失敗的部分，這可以歸因於多種原因，例如缺乏經驗，界標不良，或發現脈搏或未發現脈搏過程中的錯誤。不能精確地檢測有沒有脈搏將導致在向患者提供或不提供CPR或除顫治療時給患者帶來不利處理。通常使用心電圖(ECG)信號確定是否應該施加除顫電擊。不過，援救者可能遇到的特定節律不能單獨地通過例如無脈搏電活動的ECG信號來確定。儘管有ECG信號指示的心肌電活動，但對這些節律進行診斷需要缺少灌注的支持性證據。於是，為了援救者快速確定是否給患者提供治療，必需快速而容易地分析患者的脈搏、血流的量並且可能還有ECG信號，以便正確確定患者的動脈中是否有任何脈動血流。在援救者是未經訓練和/或缺乏經驗的人的情況或系統中，這一需要尤其緊急， 美國專利No.6575914(Rock等人)中描述的系統正是為這種情況下的援救者設計的。『914 專利被受讓給本發明的同一受讓人，由此通過引用將其全文併入。『914專利公開了一種自動外部除顫器(AED)(在下文中AED和半自動外部除顫器——SAED都將一起被稱為AED)， 有很少或沒有醫療訓練的、首先響應的護理人員能夠使用該除顫器確定是否向無意識的患者施加除顫。RockAED具有除顫器、用於發射和接收都卜勒超聲信號的傳感器墊、用於獲得ECG 信號的兩個傳感器墊，以及接收並評估都卜勒和ECG信號以便確定除顫是否適合於患者 (即是否有脈搏)或例如CPR的另一種形式的治療是否適合的處理器。都卜勒墊被固定到頸動脈上方的患者皮膚，以感測頸動脈脈搏，這是脈動血流是否充分的關鍵指標。具體而言，RockAED中的處理器分析都卜勒信號以確定是否有可檢測的脈搏並分析ECG信號以確定是否有「可電擊的節律」。例如參見'914專利的圖7和第6欄第60行到第7欄第52行的附帶描述。Rock AED中的處理器對可檢測的脈搏的確定是通過將所接收的都卜勒信號與統計學上適於所接收的都卜勒信號的閾值進行比較來實現的。基於這兩種獨立分析的結果，處理器確定是否建議進行除顫。如果不建議進行除顫，除顫器能夠建議為患者施予CPR。在醫療專業人員操作除顫器時，醫療專業人員一般將以適當方式施予CPR。不過，由於自動除顫器可以由沒經過醫療訓練的外行操作，所以希望除顫器能夠輔導外行援救者適當施加CPR。可以將CPR輔導集成到除顫器中，如美國專利6125299 (Groenke等人)、美國專利6351671 (Myklebust等人)和美國專利6306107 (Myklebust等人)中所描述的。『299專利和'671專利都描述了放置在患者胸部且向其施加胸部按壓的力傳感器。力傳感器連接到除顫器，其感測胸部按壓的所施加的力，並利用除顫器的音響提示輔導援救者「更用力」或「更輕柔」或「更快」或「更慢」地按壓。『107專利描述了一種具有加速度計而非力傳感器的按壓墊，其感測胸部按壓的深度而不是它們的力。這種方式是優選的，因為CPR準則針對的是按壓深度而不是所施加的力，由於CPR按壓的胸部阻力不同，所施加的力未必始終與按壓深度相關。這些技術對於CPR輔導是有效的，因為它們的量化能力是為了測量胸部按壓，其導致肺充氣和放氣，由此至少部分使血液氧化。這些技術不測量CPR的另一預期效果，即至少導致一些血液循環。 誘導血流到心臟肌肉能夠增強心臟中的電活動，提高除顫電擊將恢復正常心臟節律的可能性。誘導血流到大腦能夠延長心臟停止跳動導致不可逆腦損傷之前的時間。因此，希望CPR 測量系統除了肺充氣和放氣之外還提供對到大腦的血流的度量。根據本發明的原理，提供了一種超聲換能器墊，其適於附著在頸動脈上方的頸部上。換能器墊包括多個呈現為三角形幾何結構的換能器元件。元件的三角形幾何結構提高了換能器對頸動脈血流的靈敏度，因為它降低了頸動脈將與相鄰換能器元件之間的切口 (空間)對準的可能性。在使用中，本發明的換能器墊被附著在頸動脈上方，並用於在施予 CPR期間和/或結合對患者的除顫評估感測頸動脈中的血流。從對超聲信號的處理發展出一個或多個血流度量，它們被用於指導CPR或心臟復甦術的施予。在附圖中

圖1示出了用於血流測量的現有技術超聲傳感器條帶；圖2A-2E示出了圖1的超聲傳感器條帶的換能器的不同特性和配置；圖3A和;3B示出了根據本發明原理具有三角形換能器元件的超聲傳感器條帶；圖4示出了一片或一塊壓電材料，對其進行劃片以形成三角形傳感元件的陣列；圖5A-5B示出了根據本發明原理的超聲傳感器條帶的換能器的傾斜；
圖6A以方框圖形式示出了根據本發明原理構造的生命體徵監測器和治療系統；圖6B以方框圖形式示出了根據本發明原理構造的具有脈搏檢測和CPR指導的生命體徵監測器和治療系統的一部分；圖7示出了援救期間圖6B的除顫器系統的電極墊和傳感器的應用。首先，參考圖1，示出了超聲傳感器條帶10。傳感器條帶10包括一排換能器對 1-5。在給定傳感器條帶中可以使用任意數量的換能器，該數量一般在四到六個換能器的範圍中。每對換能器元件包括發射元件0\、T2等)和接收元件(禮、R2等)，其能夠在連續波(CW)超聲模式下工作在發射元件正發射波時，對應的接收元件正接收響應於發射而返回的回波。在該示例中，換能器元件未聚焦並且逐個準直，在1. 5-2cm的深度處交叉，發射和接收波束的孔徑在0. 5-4cm的範圍上交疊，使得發射換能器元件產生的回波將被對應的接收換能器元件接收。對於脈衝波(PW)超聲操作，僅需要單個元件，其相繼地發射並隨後接收。換能器被圍繞在柔性矩陣12中，其能夠彎曲以符合條帶所應用到的皮膚表面的形狀。諸如電極凝膠的皮膚兼容粘合劑覆蓋條帶的面對皮膚側，並將傳感器條帶粘附到患者皮膚。圖示的示例中的換能器分開l_2mm的距離，使得矩陣中的換能器排可以彎曲。矩陣 12維持換能器的對齊，並提供與身體的電絕緣，且可以由例如有機矽(例如RTV橡膠)製成。電導體的電纜18從矩陣12延伸，如下所述地耦合到換能器元件。電纜18在連接器20 處終止，連接器20連接到與傳感器條帶10 —起工作的監測儀器。換能器矩陣被襯底14覆蓋，襯底14將傳感器條帶粘附到身體。可以通過彈性帶、項鍊或維可牢帶將傳感器條帶附著到身體。在圖示的示例中，襯底為粘合帶，或其他天然或聚合材料，在其接觸皮膚的表面上具有粘合劑16，例如粘合劑電極凝膠。換能器矩陣接觸皮膚的表面覆蓋有提供矩陣12和身體之間的良好聲耦合的材料。在粘合劑16具有期望的聲學性質時，這種聲學材料可以是與粘合劑16相同的材料，例如粘合劑電極凝膠材料。聲學材料或者可以包括水凝膠材料或粘性貼片或其他固體材料。圖加是換能器1-5的示例的側視圖。在該示例中，可以看出，換能器元件的頂部發射表面6是成圓形的。在該示例中，換能器元件以25mm的曲率半徑彎曲。使發射表面成圓形導致發射的超聲發散，由此聲照射身體的更大區域，從而提高了靶脈管被聲照射的可能性並防止換能器元件之間有任何盲區。作為使換能器的形狀成圓形的替代，可以在平坦發射表面上方使用透鏡以使得發射的超聲發散。圖2b示出了通往換能器1-5的電連接。換能器元件面對皮膚的發射表面覆蓋有電極22，出於安全的考慮，它是接地的。可以在各個元件上形成各個電極22，然後其通過電纜18電連接到連接器20。或者，電極22可以是連續的箔片或其他柔性導電材料，其覆蓋成組的或所有換能器元件。元件背離皮膚表面的側面上具有信號電極對。電纜18的導體連接到這些電極M，以提供發射(驅動)信號並返回來自換能器元件的接收的回波信號。圖 2c是換能器元件的平面圖，示出了信號導體的連接的一個示例。在該示例中，所有的發射元件T1-T5被共同地操作並電連接到電纜的一個導體18a。接收元件R1-Ii5被分離地操作並連接到電纜的各個導體18b。這種配置使得能夠由相同的發射波同時驅動所有的發射元件，並且在接收元件R1-I^5的分離的接收位置處接收所接收的回波。圖2d是信號引線連接的另一示例，其中由導體18a上的發射信號同時驅動所有的發射元件T1-T5,並且所有的接收元件 R1-R5被電耦合在一起並一前一後地操作。所有的接收元件R1-I^5在其相應位置接收的所有回波信號被組合併在同一導體18b上傳導。圖加是電連接配置的示例，其中可以逐個操作每個發射元件和每個接收元件。每個發射元件T1-T5耦合到其自己的發射信號導體18a，並且每個接收元件R1-I^5耦合到其自己的接收信號導體18b。在由電池供電的儀器操作傳感器條帶時，這一示例可能是優選的，因為在任何時候都僅驅動一個發射元件且僅需要一個接收信道，由此節省了電池電力。根據本發明的原理，傳感器條帶10的換能器元件1' -9'具有圖3A和;3B所示的三角形幾何結構。在圖1的使用了常規的矩形元件的現有技術實施例中，元件對由發射元件和接收元件構成，並優選以連續波都卜勒模式工作。傳感器的靈敏度顯著取決於精確的放置。通常，為了感測頸動脈中的血流，用戶將會把傳感器條帶應用到頸部皮膚，使得條帶大致與胸部和大腦之間的頸動脈的方向正交。在圖3A中，由虛線34指示頸動脈的這個方向及其血流。已經發現，在血管恰好精確對準換能器元件對之間時，換能器的靈敏度顯著降低。要記住，換能器對是間隔開的，以使得傳感器條帶能夠折曲並彎曲以適應於附著到頸部的彎曲的皮膚表面。在用戶對血管的位置沒有先驗信息並且恰好將傳感器放置成使得血管位於兩個接收元件之間的盲點時，這種靈敏度損失可能尤其成問題。通過利用圖3A和;3B 的示例中所示的三角形形狀的接收元件，可以使元件對覆蓋的區域交疊更大程度。在圖3A 中，發射和接收元件交替布置，而在圖3B的優選實現方式中，有一排專用發射元件1-5等以及一排專用接收元件1' "5'等。這種覆蓋範圍交疊減小了各對之間的低靈敏度區域，從而獲得更好的靈敏度以及對放置不準確的更高容差。如圖3A和;3B所示，利用三角形幾何結構，元件之間的空間的方向既不平行也不正交於傳感器條帶14的主要(長度)維度或次要(寬度)維度，從而提高了在將傳感器條帶橫跨血管的假定方向附著時沒有空間將與血管對準的機會。在通過條帶接收孔徑下方區域中的超聲波對具有虛線34所示的取向的血管進行聲照射時，將由至少一個接收元件且在大多數情況下由2個接收元件以良好的靈敏度拾取反射的超聲信號。對於血管的任何左到右和深度位置，這種情況都成立。利用矩形元件，在血管處於兩個接收元件之間時，會有盲區，但圖3A和;3B的布置提供了交疊的更大必然性。此外，每個三角形元件的點將產生快速發散的波束，而每個三角形元件的底將呈現出更準直的波束。這種波束圖案也確保了無論血管在傳感器條帶下方的位置如何都有可靠的聲照射。如圖3A和:3B所示的三角形形狀的傳感器條帶具有一些有利的製造方面。用於換能器元件的一種適當的壓電材料為PZT陶瓷，其現成地有條狀的或片狀的並且可以被利用劃片鋸劃片成各個換能器元件。為了劃片三角形形狀的元件，如圖4所示，僅有三個需要沿其進行劃片的不同的鋸切割角度。在這個圖示中，如切口切線38所示在水平方向上並如劃片虛線76和78所示在兩個45°角上劃片帶陰影的PZT陶瓷片36。在片的邊緣處，在該過程中幾乎沒有過剩材料丟失。另一實施例將是使用緊密分布的梯形形狀的元件。梯形形狀也產生交疊，但在交疊的量和覆蓋一面積所需的元件數量之間可能要做出權衡。圖fe示出了可以在矩陣12中如何定位換能器對的換能器元件以改進信號接收的一個示例。都卜勒超聲信號取決於角度。在超聲波束的方向和血流方向之間的角度為90° 時，都卜勒信號處於最小值，在血流方向直接指向或遠離換能器時，都卜勒信號最強。由於接近皮膚表面30的脈管——例如在身體中的平均深度為20mm的頸動脈32——大致平行於皮膚表面，所以發射正交於皮膚表面30的超聲波的換能器取向將具有與流向成大約90°的入射角。為了減小這種正交的波束與流向取向的可能性，如圖如所示，以較淺的角度傾斜換能器元件。在圖恥中更詳細地示出了超聲波束方向和流向之間的這種關係。對於如圖所示地傾斜的發射元件Tx，可以看出，在波行進的方向86和血流方向34之間形成了銳角，如圖恥所示。在圖恥中，換能器元件Tx和Rx彼此角偏移15°的角度。發射波束與血流方向成75°的角度，接收波束與其成60°的角度。這樣形成角度導致發射和接收波束 86和88在血管的預期深度處交疊，如圖恥中的波束交疊區域所示。在圖如和恥的示例中，元件傾斜使得波束方向在橫向上相對於換能器排的長度維度成一角度，從而有效地導致換能器看到傳感器條帶的側面。當橫跨血管——例如如圖 6b所示地橫跨頸動脈32——定位傳感器條帶10時，這會工作得很好。橫跨(正交於)血管定位傳感器條帶10為外行用戶提供了使看不見的脈管與超聲交叉的最大機會。於是，發射換能器元件孔徑朝向或遠離頸動脈32中的血流的方向。在如圖6b所示地定位傳感器條帶時，將由定位於頸動脈32上方的換能器對T3-Ii3探測到最強的都卜勒信號，而其他換能器對不在血管上方。在'914專利的圖4中所示的Rock系統中，換能器排大致平行於脈管的長度排列。這樣放置的優點是將由多個換能器元件接收信號，從而提高了信噪比，因為在血管上方定位了多個換能器。缺點在於，如果用戶誤判了血管位置並將換能器定位成平行於但不在隱藏的血管上方，將幾乎不會或不會接收到信號。圖6B的示例性傳感器條帶放置將提高外行用戶成功的可能性。圖6A是根據本發明原理構造的生命體徵監測器和治療系統的方框圖。中央處理和控制單元160控制著系統的各種功能和部件並處理生命體徵數據。中央處理和控制單元執行適合於被監測的生命體徵以及由系統執行的處理的處理和控制算法。中央處理和控制單元可以通過有線或無線LAN連接或藍牙連接而連接到其他設備。中央處理和控制單元 160和系統的其他電子部件是由電源子系統162供電的，電源子系統162可以包括電池、交流線路、電源以及其他電力管理和控制功能。臨床醫生藉助於用戶接口 164與系統交互，用戶接口 164可以包括諸如顯示器、音頻輸入和輸出、鍵盤以及印表機的元件。由ECG輸入和處理子系統166監測並處理患者的ECG，ECG輸入和處理子系統166能夠執行諸如阻抗、通氣和心律不齊分析這樣的功能。該系統包括用於其他生命體徵測量和處理168的元件，例如SP02、ETC02、IBP NIBP等。該系統包括治療功能170，例如起搏和除顫，高壓系統以及患者隔離。如下文更充分所述，由CPR測量子系統180測量CPR的性能。圖6B以方框圖形式示出了生命體徵監測器和治療系統的一部分，其使用本發明的傳感器條帶10來幫助指導CPR的施予。圖6B中的傳感器條帶10與如前面圖2C所示地共同連接的發射元件T1-T5以及具有分離的輸出的接收元件R1-Ii5通過導線連接。另一實施例將具有如圖3B所示地電耦合在一起的一排專用的接收元件和另一排專用的發射元件， 在很多實現方式中這可能是優選的。傳感器條帶10連接到除顫器110——治療功能170 之一，其包括圖中所示的以下元件。發射發生器40產生用於傳感器條帶10的發射元件的發射波形。發射波形呈現出3-7MHz範圍中的標稱頻率，在該示例中具有5MHz的標稱頻率， 對於脈管超聲應用而言這是典型的。發射波形被放大器42放大，並被施加到發射換能器元件T1-T515接收換能器元件R1-Ii5耦合到復用器44，其將接收換能器元件之一所接收的信號耦合到其輸出。選定的接收信號被低噪聲放大器46放大並被射頻帶通濾波器48過濾。通過混頻器52和M將接收信號下混頻到基帶，混頻器52和M是由參考發射波形的參考信號正交驅動的。解調的正交信號在圖中被標識為I和Q且包括都卜勒流矢量的正交探測分量。I和Q信號被低通濾波器56和58過濾，然後被低頻噪音濾波器(thump filter)或壁濾波器62和64過濾，其使流速分量通過，但排除DC (靜止組織)分量和來自脈管壁的分量。經過濾的正交分量被都卜勒濾波器66和68過濾並施加到雙模數轉換器70的兩個輸入，其對都卜勒信號進行數位化。通過快速傅立葉變換(FFT)處理器72將都卜勒信號轉換成都卜勒頻譜。都卜勒信號的FFT處理是本領域中公知的，例如在Oppenheim & Schafer的 "Discrete-Time Signal Processing" (Prentice Hall, 1989)中描述了其不同實現方式。 在典型的實現方式中，將都卜勒樣本的連續重疊序列加載到填補了零的滑動樣本窗寄存器中，並進行處理以在都卜勒頻譜圖中產生都卜勒頻率信號fD，該頻譜圖以零(DC)附近為中心，並以由發射間隔率確定的都卜勒採樣頻率的士 1/2為界，發射間隔率通常在千赫茲範圍內。如果不是由FFT處理器完成，則由檢測器74檢測都卜勒信號的幅度以產生功率都卜勒輸出信號。功率都卜勒信號被耦合到CPR測量子系統180中包括的分析模塊100，其能夠通過各種方式分析都卜勒信號。在一個示例中，如國際專利申請公開WO 2006/003606中所述， 復用器44每10秒從不同的接收換能器元件選擇信號，在此通過引用將該專利的內容併入。 復用器首先從鄰近的發射元件選擇信號。在這一第一採樣周期之後，復用器從元件&選擇信號。復用器繼續從元件民、R4和&選擇信號，然後重複該序列。在此期間，分析模塊100 查找超過給定閾值的強功率都卜勒信號，該閾值例如預定噪聲水平。將有效的功率都卜勒信號識別為超過給定信噪比閾值的信號。在該示例中，在對患者執行CPR的同時，除顫器系統正在對功率都卜勒信號採樣。在援救者按壓患者胸部時，從心臟中擠出一定量的血液，壓力波將通過脈管系統發出，從而一般會導致頸動脈中的脈動血流。在輪詢序列期間探測這種血流的開始，並且在分析模塊將其識別為有效功率都卜勒信號時，復用器停止輪詢並連續地將有效都卜勒信號耦合到系統。在該示例中，由頸動脈32緊上方的接收換能器元件R3 探測有效的都卜勒信號。然後由系統連續對來自接收元件民的信號採樣。有效信號的都卜勒頻率fD指示流速，而峰值信號指示CPR導致的最大瞬時流量。復用器44實現的採樣序列可以呈現出很多變化中的任一種。例如，如果分析模塊感測到來自選定接收元件的功率都卜勒信號的強度下降，可以控制復用器開始對來自選定元件兩側的接收元件的信號採樣，以試圖在相鄰接收元件處找到更強的信號。如果在這些相鄰換能器位置的任一個處都未找到更強的都卜勒信號，復用器將返回到對來自換能器元件&的信號採樣。如果給定設備中有多個處理通道可用，則可以同時監測多個換能器元件， 並使用最強的都卜勒信號進行分析。除了探測速度之外，通過探測幾次胸部按壓內峰值速度的再發生來感測都卜勒波形的周期。這種再發生率的周期性指示CPR期間胸部按壓的速率。這種分析的結果是，在聽覺上和/或視覺上輔導援救者正確施予CPR。例如，典型的CPR規程可能要求援救者以每分鐘100次按壓的速率施予15次按壓。如果分析模塊感測到的再發生率小於這一期望的速率，則分析模塊將向音頻合成器102或顯示屏施加信號，以發出言辭的「更快按壓」的指示。音頻合成器將產生音頻信號，該音頻信號被放大器104放大並施加到揚聲器106，揚聲器106通過聲音指示援救者「更快按壓」。分析模塊還將把按壓期間的峰值血流速度與每次胸部按壓要獲得的期望的最小血流速度比較。例如，典型的峰值速度值大約為lm/sec。分析模塊使用的參考值可能小於這個標稱速率，如果未獲得期望的參考速度，則分析模塊可以通過音頻合成器和用戶接口 164的揚聲器發出「更用力按壓」命令。諸如一排LED或圖形顯示器的視覺顯示器能夠以視覺方式以絕對或相對方式示出流信號的強度和/或沿著換能器傳感器排探測到最強流信號的位置。除了探測峰值速度和都卜勒波的周期之外，分析模塊還可以產生CPR按壓導致的血流充分性的其他度量，例如平均速度、容積流量、脈動指數和流動指數，如國際專利申請公開W02006/030354中所述，在此通過引用將其內容併入。圖6A和6B的系統具有其他傳感器，可以結合都卜勒流量傳感器使用它們來判定 CPR的有效性。圖6B中示出了按壓墊80，其放置在患者胸部上並向其施加CPR按壓。按壓墊包括如美國專利6351671中所示的力傳感器或優選地包括如美國專利6306107中所述的加速度計。每次向墊80施加按壓時，都產生信號，該信號被放大器82放大並被檢測器84 檢測。然後結合從都卜勒流動信號導出的信息使用檢測到的胸部按壓信號。例如，按壓信號的每次出現都應在時間上與傳感器條帶10感測到有效都卜勒流動信號相關。於是，可以使用按壓信號對都卜勒信號的分析進行時間門控，或相關和確認由分析模塊感測到的按壓周期性率。在有ECG信號時，也可以將其用作時間門。力的幅度或兩次積分的加速度信號是所施加的按壓的按壓力或按壓深度的度量，並且可被用於決定是否發出「更用力按壓」或 「更輕柔按壓」命令。例如，儘管低流速或容積流量可能指示援救者應當更用力按壓，但按壓信號可能顯示出援救者已經盡其在患者身上可安全執行的力度或深度來按壓。考慮到這一按壓信息，分析模塊然後可能收回「更用力按壓」命令。圖6B的系統還具有胸部電極92、94，其粘附到患者胸部，並用於感測患者的ECG信號和胸廓生物阻抗，並提供除顫電擊。ECG和阻抗信號被ECG、阻抗模塊96處理並耦合到分析模塊，在此可以將它們用於輔助CPR輔導。例如，如'671專利所述，阻抗信號將在按壓胸部時呈現出變化，並在放鬆按壓力時再次變化。可以使用這些阻抗變化的發生時間與都卜勒信號分析相關或對其進行時間門控，以確認或改進這些信號的檢測以及CPR輔導命令的適當性。圖7示出了患者的輪廓，並示出了除顫器110，其中傳感器條帶10被適當放置在頸部上橫跨頸動脈，按壓墊80在胸部中心，電極92、94被放在慣常位置，以用於ECG測量和除顫。對於本領域技術人員而言顯而易見的是，分析模塊能夠對來自所有這些傳感器的信號進行相關或組合，以更好地產生用於CPR的輔導命令。還可以將傳感器條帶10與上方除顫電極92組合到一個電極中，該電極放在患者頸部上，如美國專利公開2003/01999 中所述。本領域的技術人員將想到傳感器條帶配置的其他變化。例如，可能希望使用不同形狀的換能器元件。例如，發射元件可以是矩形的，而接收元件為三角形，或反之。
權利要求
1.一種用於感測血流的超聲傳感器條帶，包括具有三角形形狀的換能器元件的超聲換能器組件；電耦合至所述換能器元件的連接器；使所述換能器元件維持在預定間隔布置中的柔性矩陣；以及適於附著所述矩陣以與受檢者聲耦合接觸的附著材料。
2.根據權利要求1所述的超聲傳感器條帶，其中，所述傳感器條帶還呈現出長度維度和寬度維度，其中，所述三角形形狀的換能器元件中相鄰換能器元件之間的空間呈現出與所述寬度維度不平行的長度。
3.根據權利要求2所述的超聲傳感器條帶，其中，所述三角形形狀的換能器元件中相鄰換能器元件之間的空間呈現出與所述寬度維度或所述長度維度均不平行的長度。
4.根據權利要求1所述的超聲傳感器條帶，其中，所述換能器元件具有等邊三角形形狀。
5.根據權利要求2所述的超聲傳感器條帶，其中，所述預定間隔布置還包括在所述傳感器條帶的所述長度維度上延伸的單排換能器元件；並且其中，所述排換能器元件中的每個三角形形狀的換能器元件都具有與相鄰換能器元件的邊緣大致平行對齊且與該相鄰換能器間隔0. 5到5. Omm的邊緣。
6.根據權利要求1所述的超聲傳感器條帶，其中，所述換能器組件中的換能器元件是配對的，其中一個換能器元件電耦合成為發射元件，而該對的另一個元件電耦合成為接收元件。
7.根據權利要求6所述的超聲傳感器條帶，其中，在所述矩陣中對所述配對的換能器元件定向，以在距受檢者的皮膚表面的預計血管深度處具有交疊的波束圖案。
8.根據權利要求7所述的超聲傳感器條帶，其中，進一步對所述配對的換能器元件進行定向，以便以不是正交角度的角度與平行於所述皮膚表面的血管交叉。
9.一種耦合到根據權利要求1所述的超聲傳感器條帶的連接器的都卜勒超聲系統，所述系統向所述組件的換能器元件提供發射信號並響應於所述發射信號從血液接收由所述換能器元件接收的反射超聲信號。
10.根據權利要求9所述的都卜勒超聲系統，其中，所述換能器元件被配對成發射和接收對，其中，所述都卜勒超聲系統使得一發射和接收對的發射元件發射超聲波，並且其中，所述都卜勒超聲系統進行操作以從所述發射和接收對的接收元件接收超聲信號。
11.根據權利要求9所述的都卜勒超聲系統，其中，所述換能器元件被配對成發射和接收對，其中，所述都卜勒超聲系統使得多個發射和接收對的發射元件發射超聲，並且其中，所述都卜勒超聲系統從所述多個發射和接收對的接收元件接收超聲信號。
12.根據權利要求11所述的都卜勒超聲系統，其中，在從所述接收元件之一接收到超聲信號之後，所述都卜勒超聲系統還可操作以從該接收元件連續接收超聲信號。
13.一種用於感測血流的超聲傳感器條帶，包括具有梯形形狀的換能器元件的超聲換能器組件；電耦合至所述換能器元件的連接器；使所述換能器元件維持在預定間隔布置中的柔性矩陣；以及適於附著所述矩陣以與受檢者聲耦合接觸的附著材料。
14.一種對壓電材料片進行劃片以形成一排三角形形狀的換能器元件的方法，包括 沿水平方向對所述片進行劃片以形成壓電材料的縱向條帶，以及沿銳角方向並沿鈍角方向對所述縱向條帶進行劃片以形成所述排三角形形狀的換能器元件。
15.根據權利要求14所述的方法，其中，所述銳角為60°，且其中，所述鈍角為120°， 兩者都是參照所述縱向條帶的縱向邊緣的。
全文摘要
一種超聲血流傳感器包括多個相鄰的三角形形狀的換能器元件，換能器元件向血管中發射超聲波並從血管中的血流接收反射超聲波。優選地，換能器元件被配對成發射和接收元件對。元件被固定在矩陣中，矩陣可以與皮膚聲耦合接觸地附著。矩陣保持相鄰換能器元件稍微間隔開，以使得換能器元件矩陣可以彎曲並符合皮膚表面的形狀。三角形元件之間的間隔既不平行於也不正交於矩陣的長度維度，以使得在橫跨血管的位置固定矩陣時，血管將不會與換能器元件之間的空間對準。此外，元件的幾何結構創建的波束圖案在發射和接收波束輪廓之間提供了更多交疊，由此增大了傳感器覆蓋範圍的面積。
文檔編號B06B1/06GK102333486SQ201080009367
公開日2012年1月25日 申請日期2010年2月10日 優先權日2009年2月24日
發明者B·拉朱, E·科昂-索拉爾, J·弗雷澤, R·埃爾坎普 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司