系統(tǒng)238的一個實施方案。以下說明特別指圖20和22的導(dǎo)絲系統(tǒng)。僅示出重要的組件，支持函數(shù)例如電源或本領(lǐng)域技術(shù)工程師已知的計算機算法。
[0120]可控RF發(fā)生器240將固定頻率的RF信號發(fā)送至導(dǎo)絲298，并且傳感電路242測量振蕩器輸出和流入導(dǎo)絲的電流之間的相移。發(fā)生器240可以是可通過模擬或數(shù)字系統(tǒng)控制的任何類型。鎖相環(huán)路(PLL)過去是通用的，但由于頻率的快速控制，直接數(shù)字合成(DDS)成為更現(xiàn)代的方法。出于安全分離的目的，感測RSENSE處的電流，并且通過變壓器發(fā)送 TSENSE。
[0121]計算機244向可控發(fā)生器240發(fā)出命令，使其移動到保證低于導(dǎo)絲298中的共振的某些頻率。然后計算機244向發(fā)生器240發(fā)出命令，逐漸增加其頻率，直到達(dá)到發(fā)生器輸出和電流感測信號之間的所需相移，該電流感測信號在RSENSE處輸出。隨后可再次調(diào)整該相移，以補償各種漏電電容從導(dǎo)絲至其周圍環(huán)境的電容漂移。
[0122]相位檢測器246測量相移，并且其模擬輸出通過轉(zhuǎn)換器或數(shù)字轉(zhuǎn)換器248數(shù)字化。相位值隨壓力移動，但不呈線性關(guān)系。雙向通用串行總線(USB)或局域網(wǎng)(LAN)接口 250與計算機252 (任選的與計算機244相同)通信。計算機252可通過接口 250和控制器254執(zhí)行計算機244的功能。計算機252使相信號對壓力線性化，并且以波動圖或任何其它所需形式顯示壓力。LAN接口 250可為有利的，因為其電隔離并允許計算機252處于遠(yuǎn)程位置，例如通常存在于醫(yī)院中兩個導(dǎo)管實驗室之間的共享控制空間。然后現(xiàn)有的醫(yī)院基礎(chǔ)設(shè)施可用于數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移。與其它常見活動相比，數(shù)據(jù)的帶寬非常低，小于5kbit/sec。
[0123]電子器件的另一個實施方案是僅通過使用定向耦合器256 (圖26)測量振幅。當(dāng)使用具有非常窄的頻率響應(yīng)的共振器時，這可為充分的。定向耦合器256在接收或輸入端口 Pl處連接至直接數(shù)字合成類型的例如固定頻率發(fā)生器。在傳輸或輸出端口 P2，定向耦合器256連接至包含共振器的導(dǎo)絲(如圖20和22所示)。在分離端口 P4，定向耦合器256連接至信號處理計算機，用于監(jiān)測振幅變化。定向耦合器256的另一個端口 P3不用于此應(yīng)用。接地回路是所有端口通用的。
[0124]電子器件的又一個實施方案(圖27)是在時間域中運行。此處，使用脈沖振蕩器258，以便僅發(fā)出脈沖串。然后系統(tǒng)的接收器260聽信來自導(dǎo)絲(264)中共振電路的振鈴。如果存在涉及上述等幅波方法的干涉作用，則此方法被證明是有利的。如果共振處于合適的頻率，則脈沖串振蕩器258可在免費授權(quán)工業(yè)-科學(xué)-醫(yī)學(xué)(ISM)頻段中運行。圖8示出了可通過傳輸/接收器切換器262交替連接至導(dǎo)絲264的短脈沖發(fā)生器258和接收器/處理器電路260。
[0125]圖25示出的另一個電子處理系統(tǒng)266補償天然存在于帶涂層的導(dǎo)絲和患者或受試者的身體之間的漏電電容變化。當(dāng)導(dǎo)絲來回移動或推動時，這些電容發(fā)生變化。
[0126]如圖24的實施方案所不，處理系統(tǒng)266的第一部分268是感測壓力的相位檢測電路。相位檢測電路268具有與圖24中相同并且具有相同的參考名稱的組件。處理電路部分268在低于第二電路部分270的頻率下運行，并且設(shè)計為對用于第二部分270的頻率不靈敏。導(dǎo)絲移動將使導(dǎo)絲272中的漏電電容Csi變化，導(dǎo)致壓力變化顯示錯誤。為簡明起見，圖片可省略設(shè)定兩個部分的光譜靈敏度的濾光器，并且本領(lǐng)域的技術(shù)人員可輕松地設(shè)計，因為它們基本上僅僅是LC濾光器。移相器274和274’是必須的，因為大多數(shù)普通相位檢測電路每180度都會經(jīng)歷模糊，并且當(dāng)過于接近180度相移及其倍數(shù)運行時會產(chǎn)生不準(zhǔn)確性。
[0127]圖25中的第二或上部電路部分270具有的組件類似于圖24的電路的對應(yīng)組件，并且與主要標(biāo)記具有相同的參考名稱。電路部分270在更高的頻率下運行，通常大于
1.6MHz，以避免來自AM無線電頻段的噪聲。由于導(dǎo)絲272中的電感器，第二電路部分270基本上僅對漏電電容Csi而不是壓力測量電容Cftigs靈敏。因此，在上部或局部電路部分270收集的相信息將表示漏電電容Csi。然后此信息可用于系統(tǒng)軟件，以補償漏電電容Csi變化產(chǎn)生的錯誤壓力變化量信息。由于漏電電容Csi的變化，這基本上中和了壓力測量值的變化，并且大大改善了臨床設(shè)置中系統(tǒng)的壓力讀取準(zhǔn)確度，其中導(dǎo)絲移動是測量血流儲備分?jǐn)?shù)的日常程序的一部分。
[0128]因為計算開銷和數(shù)據(jù)傳輸速率較低，還可能使用手持裝置，例如智能電話或平板計算機。甚至數(shù)據(jù)通過常規(guī)數(shù)字語音數(shù)據(jù)通道(蜂窩網(wǎng)絡(luò))的傳輸也是可行的。如果該技術(shù)被考慮用于其它目的例如戰(zhàn)場用途，則這可開發(fā)選項。
[0129]如圖28所描繪，電容壓力傳感導(dǎo)絲500包括其遠(yuǎn)端部分具有管狀電容式傳感器510和線圈512的導(dǎo)絲芯絲501。圓柱形傳感器510利用芯絲501作為內(nèi)傳感器電極。內(nèi)部金屬化的管狀聚合物構(gòu)件502作為外部電極和壓力感測膜。優(yōu)選地，該管狀聚合物構(gòu)件502具有可變壁厚，當(dāng)施加壓力時，可使柱體采取橢圓形或卵形。這樣傳感器510對壓力變化的靈敏度將增加。電解質(zhì)503設(shè)置于內(nèi)電極或芯絲501和管狀外部電極502之間?？諝忾g隙504允許電解質(zhì)503和外部電極502以及內(nèi)電極501之間的接觸面積根據(jù)外電極502處施加的壓力而變化。電解質(zhì)503和空氣間隙504由一對聚合物間隔環(huán)514和516封閉或限定。如通常介入性心臟病學(xué)的實施，導(dǎo)絲500可通過血管和脈管結(jié)構(gòu)插入患者或受試者的身體，例如損傷或患病血管的部位，而無需先從近側(cè)導(dǎo)絲部分?jǐn)嚅_觸點柄部。導(dǎo)管可沿患者身體中的導(dǎo)絲被引導(dǎo)。
[0130]如圖28中進(jìn)一步描述，線圈或電感器512設(shè)有鐵氧體磁芯518，并且設(shè)置在芯絲501的分開部分之間。線圈512通過連接器520和522電連接至芯絲501的部分。導(dǎo)絲500的遠(yuǎn)側(cè)末端524具有聚合物涂層526，如有必要，所述涂層被金屬化用于使整個遠(yuǎn)側(cè)末端導(dǎo)電。另外遠(yuǎn)側(cè)末端524具有與常規(guī)介入性導(dǎo)絲包括松弛線圈結(jié)構(gòu)528相同的構(gòu)造。
[0131]具有其金屬化內(nèi)徑的管狀聚合物構(gòu)件502可以一定角度切割，以便像墊片一樣電結(jié)合。導(dǎo)絲501設(shè)有至少線圈512和電容式傳感器510之間的聚合物涂層530，以使得遠(yuǎn)側(cè)上的線圈僅用于R0。外部連接532可以是設(shè)置于線圈512上并且結(jié)合到芯絲501的Kapton管。
[0132]圖29示出了導(dǎo)絲500遠(yuǎn)側(cè)部分的不同構(gòu)造的電容式傳感器540。此處電容式傳感器540包括具有圓錐形部分548并且形成傳感器的內(nèi)電極的芯絲541。外電極542是基本上外形固定以使得在周圍血壓下不變形的管狀構(gòu)件。壓敏膜545以橫向或橫截形式安裝于傳感器540的遠(yuǎn)側(cè)或前端。施加到該膜545的壓力546將使膜變形，并從而改變電解質(zhì)543占據(jù)的體積。由于電解質(zhì)/電極接觸面積變化導(dǎo)致的電容變化不同地壓縮了空氣體積544。電容變化通過內(nèi)電極541的圓錐形部分548增強，其使每體積移動的表面變化(電解質(zhì)/電極)增大。
[0133]導(dǎo)絲500遠(yuǎn)側(cè)部分中的線圈512和傳感器510或540的位置可如圖28所示，其中線圈512的定位比傳感器更近，或反之亦然。
[0134]圖30示出了又一個不同的具有等容芯絲551的電容器構(gòu)造550。壓力傳感膜555、556安裝在圓柱形電容器550的近側(cè)和遠(yuǎn)側(cè)。膜555、556根據(jù)周圍血壓的大小可變地變形，從而改變電解質(zhì)體積553 (與一個或多個氣阱554的體積相比)以改變電解質(zhì)553和電極552之間的接觸面積。沿著內(nèi)表面金屬化的外部管狀電極552不響應(yīng)于周圍壓力的變化而改變其構(gòu)造。
[0135]在又一個實施方案中，將導(dǎo)絲芯絲形成的外電極和內(nèi)電極之間的空間最小化至100微米直徑或更小，并且電解質(zhì)主要保存于電容器近側(cè)或遠(yuǎn)側(cè)(或者它們二者)的壓敏空間部分。壓敏空間連接至電容器，使得當(dāng)壓敏貯存器壓縮時電解質(zhì)可移動至電容器的外電極和內(nèi)電極之間的空間。與圖29的結(jié)構(gòu)相比，該構(gòu)造允許甚至進(jìn)一步增加靈敏度。
[0136]參照圖31，本發(fā)明包括具有由電容式傳感器612及其遠(yuǎn)端部分的線圈614組成的共振電路610的導(dǎo)絲601。共振電路610連接至導(dǎo)電末端或接地電極603，該導(dǎo)電末端或接地電極使共振電路與患者的血流電連接。通過血流與另一個接地電極604連接，該接地電極安裝到外皮或引導(dǎo)導(dǎo)管602的遠(yuǎn)側(cè)部分上。在本發(fā)明的該實施方案中，由于血液路徑根據(jù)病變位置由大約5至20cm的相對較短長度構(gòu)成，并且由于血液比組織的導(dǎo)電性更好，將接地電極603和604之間的電阻最小化。與外部接地電極的方法相比，除最小化電阻之外，此方法提供了不必將外部接地電極連接至患者的便利，使該程序更簡單、更迅速。最后但并非最不重要的是，此方法提供了如下優(yōu)勢:通過患者的血流進(jìn)行短連接，無需將生命器官如心臟作為導(dǎo)電通路的一部分。這是有問題的，尤其是其中如美國專利申請公開N0.2001/0051769/A1和美國專利N0.7，645，233 B2中所述傳感器有源供電的方法中。在不同的實施方案中，遠(yuǎn)側(cè)外皮或?qū)Ч苣┒颂幍慕拥仉姌O(604)可安裝到柔性管的遠(yuǎn)端，該柔性管插入外皮或?qū)Ч堋?2)。這明顯具有可利用使用者喜歡的任何類型的外皮或?qū)Ч艿膬?yōu)勢。
[0137]圖35示出了由接地電極603和604之間的電路路徑Z-血液組成的整個系統(tǒng)的電連接，共振電路610連接至一個側(cè)面上的導(dǎo)絲601的芯絲616和另一個側(cè)面上的遠(yuǎn)側(cè)導(dǎo)絲接地電極604(在遠(yuǎn)側(cè)安裝到外皮或?qū)Ч苌匣虿迦雽?dǎo)向裝置或外皮的管)。相位檢測系統(tǒng)618連接至導(dǎo)管或外皮602的遠(yuǎn)側(cè)接地電極604和導(dǎo)絲601的芯絲616，并且在上文關(guān)于圖20-27詳細(xì)描述。
[0138]圖33示出了在外皮或?qū)Ч?02的近端或接線器處通過電刷觸點606使導(dǎo)絲601的芯絲616與FFR(血流儲備分?jǐn)?shù))系統(tǒng)連接的一種方式。電刷觸點606是附接或連接605的一部分，所述附接或連接設(shè)計為插入外皮或?qū)Ч?02的接線器。引線或?qū)Ыz617從附接或連接605延伸至FFR系統(tǒng)。液體管道或管619延伸至接線器622，用于引導(dǎo)近側(cè)壓力傳感器的流體流。
[0139]或者，電刷觸點606可整合到接線器。在又一個實施方案中，電刷觸點可在近側(cè)安裝到待插入導(dǎo)向裝置或外皮602的管。
[0140]圖34示出了不同的實施方案，其中電連接至FFR系統(tǒng)通過附接到導(dǎo)絲601的芯絲616近端的導(dǎo)絲扭矩裝置607進(jìn)行。
[0141]圖32示出了導(dǎo)絲601的芯絲616與外皮或?qū)Ч?02電連接的另一個實施方案。在這種情況下，作為一個電容器電極的不銹鋼編織物620和作為相反電容器電極的導(dǎo)絲601的芯絲616之間的連接通過電容實現(xiàn)。編織物620是聚四氟乙烯或其它聚合物材料內(nèi)層624和軟尼龍或類似聚合物材料外層626之間的夾層結(jié)構(gòu)。兩個互相絕緣的導(dǎo)體(未示出)沿著外皮或?qū)Ч?02分別從血液電極604和不銹鋼編織物620延伸至FFR系統(tǒng)。代替利用外皮或?qū)蜓b置602的編織物620，可插入金屬化管(未示出)，以創(chuàng)建導(dǎo)絲601的芯絲616的相對電極。
[0142]如通常在介入性心臟病學(xué)中實施，導(dǎo)絲601可插入患者的身體，例如通過血管和脈管結(jié)構(gòu)插入損傷或患病血管的部位。導(dǎo)管可在如此插入的導(dǎo)絲上推進(jìn)。圖32的電容連接方法和圖33示出的外皮電刷觸點606允許導(dǎo)管插入，而無需從近側(cè)導(dǎo)絲末端斷開電觸點柄部。這允許FFR測量值無縫擬合至介入性手術(shù)。
[0143]導(dǎo)絲601遠(yuǎn)側(cè)部分中的線圈614和電容式傳感器612的位置可如圖31所不，其中線圈614比傳感器612更遠(yuǎn)，或反之亦然。線圈614提供可利用導(dǎo)絲601遠(yuǎn)端處的線圈末端(或其部分)，通常稱為松弛末端的電感(528，圖28)。該電感器614和壓敏電容器612創(chuàng)建共振頻率隨血壓波動而變化的共振電路610。如上文關(guān)于圖28-30所述，典型的真空或充氣電容器不能驅(qū)動身體組織表示的載荷。為了擬合典型的14/1000導(dǎo)絲的最小尺寸要求，并且提供足夠的可通過身體和芯絲導(dǎo)電檢測的電容變化，利用電解質(zhì)電容器510、540、550。在另一個實施方案中，電容器612可具有固定值，而線圈614的電感根據(jù)上文關(guān)于圖1-19描述的周圍血壓而變化。在又一個實施方案中，共振電路610可被陶瓷共振器206代替，該陶瓷共振器的共振頻率根據(jù)上文關(guān)于圖20-27描述的周圍血壓而改變。
[0144]血壓監(jiān)測過程可在介入性手術(shù)期間或按需要周期性地進(jìn)行，以對病變的血壓動力學(xué)意義分類，使得介入部位周圍的血壓得以準(zhǔn)確測量。
[0145]從圖31-36的前述描述可以看出，明顯的是提供準(zhǔn)無線壓力傳感導(dǎo)絲和檢測器。根據(jù)本發(fā)明對本文所述設(shè)備、方法和系統(tǒng)的變型和修改毫無疑問對本領(lǐng)域的技術(shù)人員將顯而易見。
[0146]圖31示出了利用典型導(dǎo)絲組件作為電導(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，該整合會對導(dǎo)絲處理產(chǎn)生負(fù)面影響?？缮藤彨@得的壓力感測導(dǎo)絲的受損的導(dǎo)絲處理代表對廣泛使用的壓力感測導(dǎo)絲的顯著屏障。如圖31所示出，導(dǎo)絲處理可等于僅需要2個電導(dǎo)體的非壓力傳感導(dǎo)絲，該電導(dǎo)體利用標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)絲組件、芯絲和遠(yuǎn)側(cè)末端。
[0147]圖35示出了對使用者來說似乎無線的電氣構(gòu)造，因為近側(cè)導(dǎo)絲末端不需要與連接器柄部連接。相反，外皮或?qū)Ч?02作為任何介入性手術(shù)的一部分，包含圖33示出的電刷觸點606，以連接至導(dǎo)絲616的近端，而導(dǎo)絲的遠(yuǎn)端與患者電接觸，該患者通過接地電極604連接至地電勢，該接地電極安裝到如圖31示出的外皮或?qū)Ч?02的遠(yuǎn)端。外部膜片電極接地技術(shù)廣泛用于RF消融手術(shù)，從RF電極至地的典型阻抗為約100 Ω。共振電路610的其它末端連接至導(dǎo)絲體或芯絲616。導(dǎo)絲616的近端部分未絕緣，以便接觸外皮602內(nèi)的觸點刷606，如圖33所示。這是具有優(yōu)勢的，因為由于標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)絲組件(芯絲和遠(yuǎn)側(cè)末端)用作電導(dǎo)體，避免插入另外的電導(dǎo)絲，從而未使導(dǎo)絲處理受損。
[0148]圖36示出了其中接地連接通過導(dǎo)電柱或管608建立的又一個構(gòu)造，所述導(dǎo)電柱或管插入外皮