由空氣或真空分開的膜，而且在通過接地阻抗和導(dǎo)絲/身體平行電容檢測的生理血壓范圍內(nèi)未提供足夠的電容變化?？蓮纳衔奶峒暗膲毫鞲衅鳙@得的典型電容變化在10%的范圍內(nèi)，假設(shè)基礎(chǔ)電容為1pF或更小，則電容變化等于IpF或更小。由于導(dǎo)絲和周圍血液之間的并聯(lián)電容為100pF或更高，在不放大首先出現(xiàn)在傳感器部位的信號的情況下，此類小電容變化不能直接檢測。100%級別的更大電容變化和約100pF的基礎(chǔ)電容將是所期望的，以啟動通過接地和外皮(電刷或電容)或夾片觸點的直接檢測，無需添加有源電子電路。
[0028]如上文所述，相移信號可通過附接到外皮或?qū)Ч芤粋€電刷觸點讀取。或者，相移可通過近側(cè)導(dǎo)絲末端處的觸點夾片和附接到患者身體或并入遠(yuǎn)側(cè)外皮或?qū)Ч苣┒说慕拥仉姌O監(jiān)測。
[0029]如本發(fā)明的一個實施方案中所述，通過患者上的膜片接地電極和近側(cè)導(dǎo)絲末端的簡單夾片傳輸至壓力監(jiān)測系統(tǒng)大大提高了臨床實用性，因為導(dǎo)管可插入到導(dǎo)絲上，而無需先斷開批量連接器柄部。這樣導(dǎo)絲實際上用作導(dǎo)管插入的機(jī)械引導(dǎo)，同時用作血液動力學(xué)測量工具。由于污染滑環(huán)觸點，壓力信號讀數(shù)錯誤的幾率也降至最小，因為本發(fā)明不需要嵌入導(dǎo)絲的滑環(huán)觸點。
[0030]用于本發(fā)明的電容式傳感器可使用半導(dǎo)體技術(shù)制造。具體地講，電容式傳感器可采取尺寸為0.2X0.2X1.2mm(寬、深、長)或更小和0.5_5nF的電容的形式的MEMS電容壓力傳感器。電容MEMS壓力傳感器可由使用微加工、堆疊以及粘合在一起的多個硅片平行制造的兩個電容器構(gòu)成。一個電容器在裝置(電容器I)的頂側(cè)，另一個電容器在由塊狀娃分開的裝置(電容器2)的底側(cè)。電容器并聯(lián)連接，并且電信號通過硅通孔到達(dá)傳感器的一個側(cè)面。在制造工藝中，SOI (絕緣體上硅)晶片可用于精確控制蝕刻步驟，并且在制造期間提供強(qiáng)大的處理裝置。晶片的一個側(cè)面上的金屬墊片可用作焊劑、導(dǎo)絲連接或其它形式的導(dǎo)絲及其芯絲的電互聯(lián)件。當(dāng)兩個電容器并聯(lián)連接時，此類MEMS型電容式傳感器設(shè)計為實現(xiàn)
0.5-5.0nF的電容(總)。在第一電容器中，兩個板通過指定的間隙分開，并且電容器的一個板保持固定(底板)，而另一個板通過施加的壓力轉(zhuǎn)向(頂板)。兩個板之間是空氣或真空間隙和具有高介電常數(shù)的電介質(zhì)。在施加壓力時，頂板通過空氣或真空間隙轉(zhuǎn)向，直到接觸電介質(zhì)。一旦頂板接觸電介質(zhì)，就接通電容器。隨著壓力的增加，頂板與電介質(zhì)的接觸面積增加。電介質(zhì)的目的是顯著增加頂部和底部電極之間可實現(xiàn)的電容。頂板和電介質(zhì)接觸之前的電容可忽略不計。裝置的最小壓力范圍由頂板和電介質(zhì)之間的最小接觸面積確定。當(dāng)達(dá)到飽和壓力并且實現(xiàn)最大接觸面積時，確定最大電容。隨著頂板和電介質(zhì)之間接觸面積的變化，電容變化和電容的這種變化與施加的壓力成比例。此物理現(xiàn)象對于第二電容器是相同的。需要高水平的電容以確保電信號可引導(dǎo)到身體的外部，同時在導(dǎo)絲連接時保持高信噪比。從而，裝置可用于測量身體內(nèi)部的壓力。
【附圖說明】
[0031]圖1部分為根據(jù)本發(fā)明的無線壓力傳感系統(tǒng)的示意性透視圖，部分為方框圖。
[0032]圖2部分為根據(jù)本發(fā)明，患者動脈中導(dǎo)絲遠(yuǎn)側(cè)部分的示意性截面視圖，部分為電路圖。
[0033]圖3為圖1的無線壓力傳感系統(tǒng)的外部電路的電路圖。
[0034]圖4A和4B為示出兩個共振電路的操作的兩幅透視圖，所述共振電路可表示本發(fā)明的傳感器電路和檢測器電路，其中圖4A示出了共振中的傳感器電路和檢測器電路，因此示波器上示出了高電流，圖4B示出了用附加電容器解諧的傳感器電路，該附加電容器減少了進(jìn)入檢測器電路的電流，以及示波器上的電流。
[0035]圖5為根據(jù)本發(fā)明的導(dǎo)絲遠(yuǎn)端部分的示意性側(cè)視圖，其根據(jù)本發(fā)明示出了實施松弛末端并且用作壓力傳感共振電路的電感器的線圈，還示出了電容器完成共振電路的可變電容位置。
[0036]圖6為示出根據(jù)本發(fā)明的兩觸點型壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)的電路圖。
[0037]圖7為兩觸點型壓力傳感導(dǎo)絲的示意性側(cè)視圖，其示出了芯絲和海波管用作電導(dǎo)體的方式。
[0038]圖8為三個不同的共振曲線系列，其表示不同的電容值和伴隨的不同壓力值。
[0039]圖9基本上為根據(jù)本發(fā)明的外皮觸點型壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)的電路圖。
[0040]圖10為圖9中的電路圖描繪的外皮觸點壓力導(dǎo)絲的示意性側(cè)視圖。
[0041]圖1lA為導(dǎo)絲遠(yuǎn)側(cè)部分中的傳感器共振電路圖，其中該電路包括定值電容器和壓敏電感器。
[0042]圖1lB為類似于圖1lA的圖，其示出了由于響應(yīng)周圍壓力增加而收縮的長度更短的電感器。
[0043]圖12A為導(dǎo)絲遠(yuǎn)側(cè)部分中的另一個共振電路圖，該共振電路具有定值電容器和壓敏電感器。
[0044]圖12B為類似于圖12A的圖，其示出了由于響應(yīng)周圍壓力增加而收縮的長度更短的電感器。
[0045]圖13A為導(dǎo)絲遠(yuǎn)側(cè)部分中的又一個共振電路圖，該共振電路具有定值電容器以及借助于可替換鐵磁體電感器芯的壓敏電感器。
[0046]圖13B為類似于圖12A的圖，其示出了響應(yīng)周圍壓力增加而更大程度插入電感器線圈內(nèi)部的芯。
[0047]圖14部分為根據(jù)本發(fā)明的另一個無線或部分無線壓力傳感系統(tǒng)的示意性透視圖，部分為方框圖，其示出了連接到位于插入外皮遠(yuǎn)端的外部線圈的外部檢測單元。
[0048]圖15部分為根據(jù)本發(fā)明的另一個無觸點壓力傳感系統(tǒng)的示意性透視圖，部分為電路圖，其中外部檢測器包括無線電發(fā)射器。
[0049]圖16為圖15的無觸點構(gòu)造的示意圖，其示出了近側(cè)導(dǎo)絲末端作為相對(接收器)天線的方式。
[0050]圖17為另一個無觸點構(gòu)造的示意圖，其中檢測器和導(dǎo)絲通過插入外皮電容性連接。
[0051]圖18為承載根據(jù)本發(fā)明的共振電路電感器的粘性膜片的示意性透視圖。
[0052]圖19為具有根據(jù)外部流體壓力而變化的多次有效卷繞的電感器或線圈的示意性側(cè)視圖。
[0053]圖20基本上為根據(jù)本發(fā)明的壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)的電路圖，示意性地示出了其用于測量血壓目的在人患者中的部署。
[0054]圖21是根據(jù)本發(fā)明的用于流體壓力測量的音叉型MEMS共振器裝置的圖。
[0055]圖22是類似于圖20的電路圖，但并入了圖21的音叉型MEMS共振器裝置。
[0056]圖23是如本文參考圖1-19所公開的可用于LC壓力測量裝置的多層陶瓷電容器的部分橫截面的示意性側(cè)視圖。
[0057]圖24是作為根據(jù)本發(fā)明的壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)的組件部分的電子信號處理電路的方框圖。
[0058]圖25是作為根據(jù)本發(fā)明的壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)的組件部分的另一個電子信號處理電路的方框圖。
[0059]圖26是定向耦合器的方框圖，其示出了根據(jù)本發(fā)明的共振器并入共振電路的電子振幅監(jiān)測電路的連接。
[0060]圖27是根據(jù)本發(fā)明的用于在時間域中運(yùn)行的壓力測量共振電路的方框圖。
[0061]圖28是示出本發(fā)明的另一個實施方案的圖，其中組件安裝到14/1000英寸導(dǎo)絲內(nèi)部。
[0062]圖29是圖28的導(dǎo)絲的遠(yuǎn)側(cè)部分圖，其示出了用于傳感器的不同構(gòu)造。
[0063]圖30是圖28的導(dǎo)絲的遠(yuǎn)側(cè)部分示意圖，其示出了另一個傳感器構(gòu)造。
[0064]圖31基本上為示出根據(jù)本發(fā)明的主動脈內(nèi)部導(dǎo)管遠(yuǎn)端的示意性側(cè)視圖，其中遠(yuǎn)側(cè)導(dǎo)絲延伸至冠狀血管。
[0065]圖32是局部示意性透視圖，其示出了根據(jù)本發(fā)明的外皮或?qū)Ч芎筒迦雽?dǎo)絲的層。
[0066]圖33是外皮或?qū)Ч懿糠?接線器)近端的部分局部示意性正視圖，其示出了根據(jù)本發(fā)明附接的外部電刷觸點。
[0067]圖34是根據(jù)本發(fā)明的外皮或?qū)Ч懿糠?接線器)近端的示意性正視圖，其示出了插入的導(dǎo)絲和附接到導(dǎo)絲近端的導(dǎo)絲扭矩裝置，導(dǎo)絲與FFR系統(tǒng)電連接。
[0068]圖35是圖31的共振電路的電氣圖，其通過導(dǎo)絲的芯絲連接至相位檢測系統(tǒng)并且接地電極通過血流連接。
[0069]圖36是外皮或?qū)Ч懿糠?接線器)近端的示意性正視圖，其示出了通過管狀接地電極將FFR系統(tǒng)連接至患者的血流的電路連接，該連接不需要外皮修改。
[0070]圖37是根據(jù)本發(fā)明的導(dǎo)絲的圖，其具有患者內(nèi)部的電容式傳感器并且電連接通過外皮觸點和接地電極建立。
[0071]圖38是圖37的導(dǎo)絲的部分局部示意性透視圖，其示出了導(dǎo)絲的松弛末端部分中電容式傳感器的位置。
[0072]圖39示出了寄生導(dǎo)絲/身體電容的體內(nèi)相測量值的計算機(jī)顯示屏。
[0073]圖40示出了記錄呼吸和心臟循環(huán)的寄生電容變化的體內(nèi)相測量值的顯示屏。
[0074]圖41是阻抗參數(shù)的體內(nèi)測量值的重要結(jié)果表。
[0075]圖42示出了心臟和呼吸循環(huán)的血流阻抗變化的振幅測量值的顯示屏。
[0076]圖43和44是可用于根據(jù)本發(fā)明的壓力傳感系統(tǒng)的電容式傳感器的透視圖，其示出了頂側(cè)和底側(cè)，其中第一和第二電容器并聯(lián)并且焊劑凸塊是電互聯(lián)件的一種形式。
[0077]圖45是放大比例的示意性側(cè)正面視圖，其示出了圖43和44連接至導(dǎo)絲的電容式傳感器，其與遠(yuǎn)側(cè)和近側(cè)導(dǎo)絲部分電連接。
[0078]圖46示出了圖43-44的電容式傳感器的2個電容器中的I個的截面視圖，其描述了構(gòu)成MEMS電容式傳感器的電介質(zhì)和導(dǎo)電層。
【具體實施方式】
[0079]如圖1所示，壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)10包括在其遠(yuǎn)端部分Ila具有傳感器12和線圈14的導(dǎo)絲11。圖5示出了形成壓力傳感共振電路的松弛末端線圈14和電容式傳感器20的機(jī)械構(gòu)造。導(dǎo)絲11可插入患者的心血管系統(tǒng)。小型柔性裝置稱為導(dǎo)管，該裝置可在穿過患者血管和血管結(jié)構(gòu)的導(dǎo)絲11上導(dǎo)向，例如到達(dá)損傷或患病血管的部位，如通常在介入性心臟病學(xué)中所實施。檢測單元16具有可設(shè)置在共振電路附近的患者身體外部的接收器外殼16a，所述共振電路由傳感器12和線圈14組成。在典型實施方案中，接收器外殼16a承載有可采取平線圈，尤其是印刷線圈形式的電感器25(圖3)，該電感器可連接到患者的側(cè)面，在冠狀動脈介入的情況下大致在心臟的位置。此類印刷電路線圈有效地為一次性的。接收器外殼16a可接觸患者的皮膚表面或引入患者。來自傳感器12的信息由接收器(檢測共振電路24，參見圖3)通過人體(軟或硬組織)無線檢測。導(dǎo)絲11的主體Ilb整合傳感器12和線圈14，可以是用于介入心臟病學(xué)或介入放射學(xué)的典型導(dǎo)絲(S卩，由無腐蝕性生物相容材料構(gòu)成)，并且具有直徑和足夠柔韌性以及可彎曲性能夠通過血管或血管結(jié)構(gòu)，到達(dá)患者中的手術(shù)或診斷性靶部位(還可參見圖5)。傳感器12和檢測單元16提供物理變量，尤其是該部位的血壓的無線檢測，從而消除了傳感器和現(xiàn)有技術(shù)外部檢測設(shè)備之間機(jī)械連接的需要。
[0080]圖2更詳細(xì)地示出了導(dǎo)絲11的遠(yuǎn)側(cè)部分11a。遠(yuǎn)側(cè)部分Ila為整合到導(dǎo)絲遠(yuǎn)端處主體Ilb的圓錐形。傳感器12包括安裝到導(dǎo)絲，以檢測導(dǎo)絲11周圍血壓的壓敏元件18，還包括可變電容器20，所述可變電容器在本文中稱為壓敏電容元件。壓敏元件18連接到可變電容器20或作為其部分，所述可變電容器的電容值隨遠(yuǎn)側(cè)部分Ila周圍的血液對元件18的壓力值而變化。壓敏元件18具有暴露到遠(yuǎn)側(cè)導(dǎo)絲部分Ila周圍的血液21的外表面18a，并且可以例如通過彈簧從電容器20偏置。增加或減少對外表面18a的壓力可從電容器分別來回移動壓敏元件，距離的變化可使電容器20的電容值變化，從而導(dǎo)致共振電路23(圖2)的共振頻率變化，該共振電路由連接到線圈14的電容器20組成。更具體地講，電容器20可包括第一板元件20a和第二板元件20b，其中后者相對于板元件20a和導(dǎo)絲11可移動地安裝，并且連接或輸送到壓敏元件18，使得壓敏元件的運(yùn)動引起板20b和20a之間距離的變化。也可使用其它電容壓力傳感器，例如諸如Sensors and Actuators A:Physical第73卷，1-2期，1999年3月9日，第58-67頁中所描述或其中圖46所示。
[0081]導(dǎo)絲遠(yuǎn)側(cè)部分Ila中線圈14和傳感器12 二者之一的位置可如圖1所示，其中線圈比傳感器12更遠(yuǎn)，或反之亦然，如圖2所示。
[0082]線圈14提供可利用導(dǎo)絲遠(yuǎn)端處的線圈末端(或其部分)，通常稱為松弛末端的電感。該電感器14和壓敏電容器20形成共振頻率隨血壓波動而變化的共振電路23。在其它實施方案中，電容器可為定值的，而線圈的電感根據(jù)周圍的血壓變化。這可通過根據(jù)周圍血壓改變線圈56或60的長度而實現(xiàn)，如圖1lA和IlB或圖12A和12B所示。在圖12A和12B的方法中，線圈60的卷繞58響應(yīng)在該方向施加的流體壓力61而壓入導(dǎo)絲的縱向或軸向。電感變化也可通過改變線圈有效卷繞數(shù)或通過改變線圈內(nèi)部鐵磁體芯66的位置而與周圍血壓相關(guān)聯(lián)，如圖13A和13B所不。
[0083]在圖1至3的無線壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)的實施方案中，外部或體外電磁場響應(yīng)通過檢測單元16的外部共振(或檢測器)電路24施加的電壓而生成，所述共振電路包括電容器26和電感器(或線圈)25，如圖3所示。當(dāng)共振電路23和24 二者調(diào)諧到相同的共振頻率時，將發(fā)生從外部電路24到內(nèi)部電路23的最大能量傳遞，所述內(nèi)部電路安裝在導(dǎo)絲11內(nèi)部。電路23通過電容變化(由血壓變化引起)的解諧將改變向外部電路24傳輸?shù)哪芰俊Ｍㄟ^記錄傳輸能量的變化，提供了血壓記錄，如通過電流傳感器28提供。因此，壓力值的檢測無需通過近側(cè)導(dǎo)絲末端處的導(dǎo)絲產(chǎn)生電連接，或通過使檢測器單元16切換為只接收模式，所述只接收模式依賴于檢測器電路16的電源切斷后傳感器電路12的自由振蕩發(fā)射的非常弱的信號，如美國專利N0.6，517，481中所描述。
[0084]檢測電路24可設(shè)置在外殼16a中，并且電連接(如，通過導(dǎo)絲16b)到檢測單元16，其提供電源并且在電路23和24的操作頻率范圍內(nèi)改變共振電路24的頻率，當(dāng)電路23和24共