振時(shí)，功率/電流監(jiān)視器28的變化檢測(cè)共振頻率。
[0085]任選的，為了改善傳感器電路23和檢測(cè)器電路24之間的連接，檢測(cè)器電路24的線圈25可位于插入外皮62內(nèi)，而不是外殼16a，如圖14所不。在使用圖14的壓力傳感導(dǎo)絲系統(tǒng)期間，外皮62可位于患者的主動(dòng)脈內(nèi)部，遠(yuǎn)側(cè)外皮末端可位于主動(dòng)脈弓處，并且所有裝置(導(dǎo)絲11、氣囊導(dǎo)管等)推入外皮。這具有改善傳感器電路23和檢測(cè)器電路24之間的連接的優(yōu)點(diǎn)。導(dǎo)絲11可包含芯絲，所述芯絲可由鐵磁體材料加工，甚至進(jìn)一步改善了連接，因?yàn)閭鞲衅骶€圈14和檢測(cè)器線圈25圍繞相同的鐵磁體芯，如圖14所示。
[0086]導(dǎo)絲11中僅提供了一個(gè)LC電路23:由導(dǎo)絲11的松弛末端Ila中的導(dǎo)絲卷繞或線圈14和電容器20組成的電感L，所述電容器通過血壓改變電容C。
[0087]遠(yuǎn)側(cè)壓力傳感線圈或電感器的電感L可通過響應(yīng)血壓而移動(dòng)導(dǎo)絲線圈68內(nèi)部的鐵磁體芯構(gòu)件66來改變，該鐵磁體芯構(gòu)件與共振電路72中的定值電容器70連接在一起，如圖13A和13B所示?；蛘撸琇C電路的共振頻率可通過改變可變電感線圈的有效卷繞數(shù)而根據(jù)血壓變化。該有效卷繞數(shù)的變化可通過卷繞-觸點(diǎn)元件和線圈彼此相對(duì)移動(dòng)而實(shí)現(xiàn)。根據(jù)圖12A和12B中描繪的另一個(gè)方法，電感通過血壓壓縮線圈60而調(diào)整，如圖12A和12B所示。線圈60的長(zhǎng)度響應(yīng)血壓誘導(dǎo)的軸向力的變化用于改變線圈的電感。在另一個(gè)實(shí)施方案中，如圖1lA和IlB所示，圍繞線圈56的膜74通過周圍的血壓75在橫向或徑向方向上壓縮。隨著線圈56的卷繞78相對(duì)于導(dǎo)絲可移動(dòng)地安裝，以及膜74連接到卷繞，膜74的向內(nèi)變形使卷繞78在導(dǎo)絲的縱向彼此側(cè)向移動(dòng)，從而改變線圈56的有效長(zhǎng)度，并且改變與血壓變化成比例的電感。
[0088]在本發(fā)明的系統(tǒng)10中，遠(yuǎn)程傳感器的無觸點(diǎn)檢測(cè)通過外部檢測(cè)器電路24通電時(shí)檢測(cè)傳感器電路23的共振頻率而實(shí)現(xiàn)。檢測(cè)操作的工作原理如下:外部高頻率振蕩器掃描整個(gè)頻帶。不同頻率的電磁場(chǎng)在監(jiān)測(cè)外部高頻率振蕩器的功耗時(shí)生成。傳感LC電路23主要在其共振頻率下吸收外部高頻率振蕩器的部分RF功率。外部振蕩器提供的功率在外部電路24和傳感電路23共振時(shí)將表現(xiàn)出變化。外部高頻率振蕩器功耗的該變化表示LC傳感器12的共振頻率，繼而作為血壓的指示。
[0089]檢測(cè)單元16可具有檢測(cè)功率變換發(fā)生時(shí)間以及在顯示器上顯示對(duì)應(yīng)血壓讀數(shù)的電子器件。此類電子器件可具有可編程控制器或微處理器(或其它邏輯裝置)，計(jì)算(或在存儲(chǔ)器的表中查找)所檢測(cè)共振頻率對(duì)應(yīng)的血壓，輸出在顯示器上。共振頻率與血壓的關(guān)系可根據(jù)公式計(jì)算，或用電路23和24校準(zhǔn)，以提供頻率與血壓關(guān)系的曲線或查找表，保存在電子器件存儲(chǔ)器中，供以后使用。參見例如，監(jiān)測(cè)材料特性可見于:ButlerAensors andActuators A 102(2002)61-66。血壓監(jiān)測(cè)過程可在介入性手術(shù)期間或按需要周期性地進(jìn)行，以對(duì)病變的血壓動(dòng)力學(xué)意義分類，使得介入部位周圍的血壓得以準(zhǔn)確測(cè)量。
[0090]檢測(cè)單元16被構(gòu)造用于通過檢測(cè)共振電路23響應(yīng)壓敏LC電路元件的電感或電容變化而減少吸收的電磁能來檢測(cè)血壓變化。檢測(cè)單元可編程為計(jì)算，或在表中查找對(duì)應(yīng)于能量吸收減少量的壓力?；蛘撸瑱z測(cè)單元16可使檢測(cè)器電路24掃描之前共振頻率附近的頻率范圍，從而挑選或檢測(cè)新共振頻率。然后檢測(cè)單元16可報(bào)告新檢測(cè)共振頻率相關(guān)的新血壓。
[0091]圖4A和4B是示出兩個(gè)共振電路之間的共振的兩幅透視圖，其示出了提供傳感器電路123和檢測(cè)器電路124的本發(fā)明的操作，所述傳感器電路123對(duì)應(yīng)于系統(tǒng)10的傳感器電路23并且作用方式與其相同，所述檢測(cè)器電路124對(duì)應(yīng)于系統(tǒng)10的檢測(cè)器電路24并且作用方式與其相同。為了進(jìn)行示意性的說明，傳感器電路123未以所需形式和前述構(gòu)造示出。檢測(cè)器電路124也可與所示出的形式不同。在每個(gè)圖中，右邊的電路示出了具有連接到電容器131的線圈130的傳感器電路123，左邊的電路示出了具有連接到電容器(未示出)的線圈132的檢測(cè)器電路124，并且示波器的引線連接到檢測(cè)器電路。圖4A示出了共振中的傳感器電路和檢測(cè)器電路，因此示波器屏幕134上示出了該頻率下的高電流。當(dāng)此類共振電路處于所需形式和連接到檢測(cè)器電路的構(gòu)造時(shí)，頻率振蕩器(未示出)會(huì)變化，直到示波器上觀察到高電流(即，當(dāng)兩個(gè)示出的電路共振時(shí)，檢測(cè)器電路24功耗變化)。為了示出壓力(以及電容)變化，圖4B示出了用連接到電容器131的附加電容器132解諧的傳感器電路，其減少了檢測(cè)器電路中的電流，因此目前示波器屏幕134上觀察到的電流減少。由于具有線圈130的LC電路23中電容器132和131的組合電容，振蕩檢測(cè)器電路的頻率目前不同于傳感器電路的新共振頻率。
[0092]從前述描述可以看出，無線壓力傳感導(dǎo)絲和檢測(cè)器的提供將顯而易見。根據(jù)本發(fā)明對(duì)本文所述設(shè)備、方法和系統(tǒng)的變型和修改毫無疑問對(duì)本領(lǐng)域的技術(shù)人員將顯而易見。
[0093]圖6是顯示出兩觸點(diǎn)壓力導(dǎo)絲型結(jié)構(gòu)的電路圖。遠(yuǎn)側(cè)導(dǎo)絲末端的共振傳感電路80與上述無線型電路相同。與無線確定共振頻率的變化相反的是，利用近側(cè)導(dǎo)絲末端86的兩個(gè)觸點(diǎn)82和84。
[0094]圖8示出了電容值約13pF的屏幕ffrl中、約8pF的屏幕ffr2中以及約7pF的屏幕ffr3中共振頻率的變化。約5至6pF的變化表示該實(shí)驗(yàn)中的生理壓力范圍，可使血壓值的檢測(cè)不出差錯(cuò)。圖7示出了典型導(dǎo)絲組件，其用作電導(dǎo)體，以避免不得不將附加電導(dǎo)絲整合到導(dǎo)絲結(jié)構(gòu)中，該整合會(huì)對(duì)導(dǎo)絲處理產(chǎn)生負(fù)面影響?？缮藤?gòu)獲得的壓力傳感導(dǎo)絲的失能導(dǎo)絲處理表示對(duì)廣泛使用的壓力傳感導(dǎo)絲的顯著屏障。如圖7所示出，導(dǎo)絲處理可等于僅需要2個(gè)電導(dǎo)體的非壓力傳感導(dǎo)絲，該電導(dǎo)體為海波管88和芯絲90的標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)絲組件的同軸形式。芯絲90連接到LC壓力傳感電路91的電容器87和電感器或線圈89。
[0095]圖9示出了對(duì)使用者來說似乎無線的可供選擇的構(gòu)造，因?yàn)榻鼈?cè)導(dǎo)絲末端92不需要連接到連接器柄部。它代替外皮94作為介入性手術(shù)的部分，包括連接到導(dǎo)絲98近側(cè)末端92的刷觸點(diǎn)96，而導(dǎo)絲的遠(yuǎn)端100通過電極102與患者P電接觸，該患者繼而通過地電極104連接到地電位。該接地技術(shù)廣泛用于RF消融手術(shù)，從RF電極至接地的典型阻抗為約100Ω。從圖8中可以看出，對(duì)于本文所述的壓力導(dǎo)絲構(gòu)造，共振頻率在1MHz范圍內(nèi)(與RF消融的KHz范圍相比)，該頻率使接地串聯(lián)阻抗減少至可忽略值，因?yàn)榛颊呱眢w的大多數(shù)電容阻抗與Ι/f成比例。遠(yuǎn)側(cè)導(dǎo)絲末端100的LC共振電路106通過導(dǎo)絲98遠(yuǎn)側(cè)末端的電極102連接到患者P，該患者通過地電極104連接到地電位。共振電路106的另一個(gè)末端連接至近側(cè)導(dǎo)絲體98海波管和/或芯絲或?qū)嵭慕鼈?cè)導(dǎo)絲部分。導(dǎo)絲98的近端部分92未絕緣，以便接觸外皮內(nèi)的觸點(diǎn)刷96，如圖10所示。在導(dǎo)絲處理未失能的兩觸點(diǎn)型中，這具有相同的優(yōu)點(diǎn)，因?yàn)闃?biāo)準(zhǔn)導(dǎo)絲組件(海波管和/或芯絲)用作電導(dǎo)體，避免了附加電導(dǎo)絲的插入。
[0096]在另一個(gè)實(shí)施方案中，無線連接使用外部無線電發(fā)射器112實(shí)現(xiàn)，如圖15所示。外部無線電發(fā)射器112的天線114與近側(cè)導(dǎo)絲末端116相互作用，所述末端用作接收器天線，如圖16所示。除通過天線連接之外，該構(gòu)造如無線系統(tǒng)10所述與檢測(cè)器單元16和導(dǎo)絲11共同發(fā)揮作用，如圖1所示。
[0097]在又一個(gè)實(shí)施方案中，導(dǎo)絲11中檢測(cè)器單元16和共振電路23之間的連接以電容性實(shí)現(xiàn)，如圖17所示。插入外皮118可配備有特殊金屬層，其作為一個(gè)電容性電極，而近側(cè)導(dǎo)絲部分120插入作為相對(duì)電極的外皮。除特殊金屬層之外，可利用用于扭矩的金屬編織物多個(gè)外皮。
[0098]如圖18所描繪，外部或檢測(cè)器共振電路32可包括可連接到患者介入部位附近的印刷一次性線圈34。線圈34可嵌入具有粘合劑層38和可移除覆蓋片40的聚合物材料條36。LC共振電路32的電容器42可設(shè)置于條36中，或在其上分開。
[0099]如圖19所示，導(dǎo)絲上的共振電路可具有可移動(dòng)電觸點(diǎn)44，所述電觸點(diǎn)可相對(duì)于線圈46移動(dòng)，使得外部流體(如，血液)的壓力48變化使觸點(diǎn)相對(duì)于線圈移動(dòng)，并且改變線圈的有效長(zhǎng)度50，從而改變線圈的電感以及伴隨的共振電路的共振頻率?？梢苿?dòng)電觸點(diǎn)44連接到響應(yīng)外部流體壓力48變化而相對(duì)于導(dǎo)絲移動(dòng)的板或盤52。
[0100]1.具有電容式傳感器的共振器
[0101]圖20示出了在導(dǎo)絲298的遠(yuǎn)端部分200靠近導(dǎo)絲的導(dǎo)電末端202處彼此靠近連接的共振器206和電容式傳感器207。
[0102]共振器206是來自氮化鋁或另一種陶瓷材料的陶瓷元件，它們用于精密振蕩器時(shí)產(chǎn)生類似于石英晶體的共振。然而，與石英晶體相比，共振通常更寬，并且它可通過可變電容在更寬的頻率范圍拉伸。陶瓷共振器也可以更小的形狀因子制造，以允許整合到小型14/1000英寸導(dǎo)絲。它們不易受到機(jī)械損傷?？拷饘俨粚?duì)共振器的特性產(chǎn)生不利影響。無論傳感器207還是共振器206作為更遠(yuǎn)側(cè)元件均無差異。接觸導(dǎo)絲單一性與近側(cè)導(dǎo)絲末端處的單個(gè)收縮觸點(diǎn)一致，因?yàn)椴恍枰性措娫措妷??；蛘撸舱衿?06可定位于電容式傳感器207附近。
[0103]圖20示出了近端部分292在外皮294內(nèi)部的導(dǎo)絲298。接觸點(diǎn)296在患者P外部的近側(cè)外皮部分(接線器)中。共振電路包括身體接觸接地電極204。
[0104]另一個(gè)實(shí)施方案是并聯(lián)共振電路，其中電容式傳感器207與共振器206并聯(lián)連接。這通常比串聯(lián)連接更為不利。
[0105]又一個(gè)實(shí)施方案是共振電路與系統(tǒng)通過導(dǎo)絲內(nèi)部或之上的另外導(dǎo)體絲連接(參見下文進(jìn)一步討論)。這消除了使用患者身體作為接地回路的需要，但主要由于需要外部觸點(diǎn)，使得導(dǎo)絲制造和處理更加麻煩。傳輸方法可以是海波管內(nèi)部的同軸中央芯絲，或其可以是螺旋型導(dǎo)絲中的兩個(gè)絕緣股的不同方案。
[0106]外部系統(tǒng)中的電子電路如網(wǎng)絡(luò)阻抗分析儀一樣發(fā)揮作用。它測(cè)定整個(gè)導(dǎo)絲組件的振幅和相并且測(cè)定任何給定時(shí)間發(fā)現(xiàn)共振的位置。流入導(dǎo)絲的RF電流對(duì)施加的RF電壓的相移通常比僅測(cè)定電流振幅的峰值的方法更精確。頻譜中共振的位置表示局部壓力。通常需要線性化。
[0107]施加到電容式傳感器207的壓力將改變其電容。這繼而使共振器的共振偏移。外部系統(tǒng)可通過監(jiān)測(cè)流入導(dǎo)絲的RF電流的相、振幅或它們二者來檢測(cè)此類共振移動(dòng)。
[0108]2.用于直接壓力感測(cè)的MEMS共振器
[0109]圖21和22示出了材料類似于圖20中的傳感器的傳感器210。然而，傳感器210更長(zhǎng)，并且如一個(gè)或多個(gè)微型音叉一樣運(yùn)行。該實(shí)例示出了類似于Sandia Nat1nalLaboratories (Olsson，2012年12月)提出的用作加速計(jì)的兩叉型。
[0110]本發(fā)明旨在不作加速計(jì)使用MEMS (微機(jī)電系統(tǒng))傳感器210，其中質(zhì)量橫向加速，并且延長(zhǎng)一個(gè)音叉同時(shí)縮短另一個(gè)音叉。相反，傳感器210設(shè)計(jì)為測(cè)量施加到中央板212使兩個(gè)陶瓷音叉214和216保持在一起的壓力。膜218提供用于防止陶瓷和患者血液之間的接觸。兩個(gè)電極或觸點(diǎn)220和222提供與導(dǎo)絲298的導(dǎo)電連接。
[0111]共振可以上文討論相同的方式外部測(cè)量。當(dāng)使用此類共振器210時(shí)，電容器、電感器或任何其它組件不必處于導(dǎo)絲298中。在制造導(dǎo)絲時(shí)，這大大降低了復(fù)雜性和成本。
[0112]增加壓力223會(huì)進(jìn)一步向下推動(dòng)中央板212，拉緊兩個(gè)音叉共振器214、216，使其延伸。這導(dǎo)致它們的共振頻率偏移，并且此類偏移可通過外部系統(tǒng)檢測(cè)。共振器210需要具有相當(dāng)?shù)偷淖杩梗允沟脕碜匝褐車膶?dǎo)絲298的絕緣部分的大寄生電容不會(huì)過度削弱共振的檢測(cè)。
[0113]另一個(gè)實(shí)施方案是MEMS傳感器通過導(dǎo)絲內(nèi)部或之上的另外導(dǎo)體絲連接到系統(tǒng)(下文詳細(xì)討論)。這消除了使用患者身體作為接地回路的需要，但使得導(dǎo)絲制造和處理更加麻煩。傳輸方法可以是海波管內(nèi)部的同軸中央導(dǎo)絲，或其可以是螺旋型導(dǎo)絲中的兩個(gè)絕緣股的不同方案。
[0114]3.陶瓷壓力感測(cè)
[0115]圖23示出了具有多個(gè)電容板226 (例如鎳)的夾層陶瓷結(jié)構(gòu)224，該板以交織陣列處于具有銅端頭232、234的兩個(gè)導(dǎo)電環(huán)氧樹脂面板228和230之間，形成多層陶瓷電容器或MLCC。此類多層陶瓷電容器224由AVX/Kyocera制造。典型的陶瓷材料為鈦酸鋇。多個(gè)此類電容器具有不期望的顫噪副作用。當(dāng)暴露于AC電壓時(shí)，它們可發(fā)出可聽見的噪聲。由于效果是可逆的，外部壓力波236可改變電容并且還生成AC電壓。此電容變化或電壓可通過電子器件以多種方式感測(cè)，例如以生成的AC信號(hào)直接感測(cè)或使用共振電路內(nèi)部的電容器224間接感測(cè)，其中如果電容足夠大，感應(yīng)組件可設(shè)置為遠(yuǎn)離電容器(例如檢測(cè)器系統(tǒng)內(nèi)部的導(dǎo)絲外部)。
[0116]由于微型化電子器件例如移動(dòng)電話的快速發(fā)展，這些陶瓷結(jié)構(gòu)可用于越來越小和越高的電容變化，行業(yè)目標(biāo)是提供更高的電容/體積密度。因此，層的數(shù)量逐漸增加。以下事實(shí)有助于此趨勢(shì)的發(fā)展，現(xiàn)代IC的電源電壓落入較低值，因此需要的電容器的額定擊穿電壓較小。即本發(fā)明的有利之處在于其減小了壓致電容變化信號(hào)的源阻抗，因此增加了導(dǎo)絲作為傳感器的情況中僅需要這一個(gè)電容元件的幾率。信號(hào)可使用上文關(guān)于圖1-19描述的相同方法提取。電子系統(tǒng)可測(cè)量電容、生成的信號(hào)或它們二者。
[0117]在多層陶瓷電容器(MLCC) 224用于如上文關(guān)于圖10_19公開的導(dǎo)絲攜帶壓力測(cè)量LC電路的情況下，MLCC 224優(yōu)選地是具有非常高的密度并因此具有高電容的MLCC。此類高電容需要大電感，如果整合到小導(dǎo)絲并非不可能的話，這將是困難的。解決方案是分離電感并將電感批量置于導(dǎo)絲外部。這個(gè)相同設(shè)計(jì)可用于任何具有電感的導(dǎo)絲安裝電路，該電感需要部分位于導(dǎo)絲遠(yuǎn)端。
[0118]4.FFR電子系統(tǒng)
[0119]圖24描述了適于檢測(cè)共振器206、210中以及基于電感器-電容器的FFR導(dǎo)絲(圖1-19)中的共振的電子