用于测量心率和脉搏速率的超声波监控器的制作方法
专利名称用于测量心率和脉搏速率的超声波监控器的制作方法
技术领域本发明涉及用于测量有生命的对象的心率和脉搏速率的超声波监控器。本发明也包括通过超声波手段用于测量有生命对象的心率和脉搏速率的方法。
背景技术 测量心率和脉搏速率通过多种手段可完成对有生命对象的心率和脉搏速率的测量。脉搏速率的测量通常是通过将一个人的手指轻轻接触在动脉上并计数脉搏的速率。心率的测量通常是由一传感装置测量的，使用基于心电图(EKG或ECG)监控心脏(接触监视器)的电学活动的电极。在个性化和最优化锻炼计划中测量速率值是有用的工具。想要提高耐久力和表现的人以特定的目标心率为目的以向他们的目标取得最大的进步。相反地，有心脏病史的人必须避免超过一定的心率或脉搏速率以减小心脏的不必要的压力及导致的损害。
心率是在给定时间段内的收缩速率，通常定义为每分钟跳动次数。脉冲可定义为由心脏的收缩引起的被推动进入血管的血液的体积的增大产生的血管的有节奏的膨胀。可以在身体上的许多点上感觉到脉搏，包括腕部(桡动脉)和颈部(颈动脉)，这两者是最容易接近的点。由于心脏收缩几乎总是产生可作为脉搏测量的血液体积，心率和脉搏速率通常是相同的。然而，在特定的情况下脉搏速率可能与心率不同。例如，身体可能产生异常心跳或早博性心跳。在这种情形中，心脏的收缩不会推出足够的血液而作为脉搏被测量出来，测得的脉搏速率会异于心率。
提供连续的心率读数而不是在一个单一点上的测量的心率监控器需要佩戴一个胸带。很少的心率监控器不需要胸带。这些监控器的大多数如果不是全部的话，不提供连续的心率读数而是测量佩戴者的脉搏并应要求传输该脉搏。为了得到这种类型的测量大多数使用者必须停止锻炼，这是对锻炼计划的打断。在美国专利76350及欧洲专利中，Lo等人公开了一种EKG心率监控器，其不需要胸带从而使用者不用为接受心率测量而不得不停止锻炼。所有的传感器和电子装置被容纳在手表中。软件可有效地滤除肌肉运动噪音。因此使用者在进行点测量时可以走和慢跑。然而，此技术仍无法提供连续读数。因此，大多数要求连续心率读数的使用者或心脏病患者选择需要胸带的监控器。大多数人，包括老年人，会更喜欢不需要胸带的监控器。也有便携式的患者监控器(例如重要器官生命迹象监控器，胎儿监控器)，其能够完成多种功能如心律不齐分析、药物剂量计算ECG波形联结及其他。然而，这样的监控器通常相当大(例如小型电视机的尺寸)并通过特定的电缆连接到患者。因而，本领域需要一种改进的心脏监控装置，特别是一种既能对健康人也能对被危及安全的有生命对象提供连续心率读数而不需要胸带、电缆或类似物的装置。
由于手表的出现，手腕为个人提供了一个方便的，可接近的且无打扰的佩戴机械装置的位置。此外，在手腕的桡动脉的浅凹处提供了许多优点以允许连续检测血液脉搏速率。以前已经发展了许多不同类型的用于在手腕的脉搏检测的传感器。
Im&Lessard，在“IEEE-EMBC&CMBEC学报”(1995)中，以及Tamura等人在“IEEE-EMBC&CMBEC学报”(1995)中描述了其实施。借助于压电传感器已经在心率测量中实现脉搏检测，在压电传感器中由压力脉冲产生的机械刺激被转变为电信号以用于进一步的信号处理。
Dupuis&Eugene，在“仪器&测量IEEE学报”00)中描述了在测量系统中使用张力计微分压力传感器，其中低压箍带绕在手腕上然后用张力计测量由压力脉冲引起的在箍带中的压力调制。
Sorvoja H在她的硕士论文中，奥卢大学(1998-...芬兰)，以及Ruha等人在生物信号学报6)中描述了在用于桡动脉脉搏检测的传感器中使用新的压敏材料如机电膜(EFMi)及氟化聚乙二烯(PVDF)。
Gagnadre等人在电子Letters，3(1998)中描述了使用光纤传感器检测心率。在两个铝板之间放置多模光纤。由压力脉冲产生的力引起光纤中的模态分布的改变而使用光检测器检测脉搏。
在心血管脉搏检测中的红外光学传感器典型地测量当血液的量在测量的体积中改变时由于吸收或散射导致的光能量的变化。这种测量，称为光学体积描记术(PPG)，最早被Herztman在“对人的手指和脚趾的光电体积描记术”，实验生物学及医学学会学报7(1937)中公开。
PPG主要用于测量在毛细管网中的搏动。研究人员如Hast，在“心率的光学检测结构&方法”，工程师职称毕业论文，奥卢大学(芬兰)，以及Aritomo等人在“安装在手腕上的运动及脉搏记录系统”，第一联合BMES/EMES会议会刊)，已经应用PPG来测量上述桡动脉。
如上面提到的在手腕上监控压力脉冲的传感器面临一个共同的问题。该压力脉冲一般被在动脉和传感器之间的组织减弱以致失去了许多信号中的高频成分。当对象在运动中，肌肉的移动可以在压力传感器中产生相当大的噪音。这些噪音信号的种类是低频的。因而它们使得难以可靠地识别血压脉冲。光学体积描记术(PPG)有相似的问题即当由于运动而使在光学检测器和手腕之间的界面不稳定时，可能会明显干扰透射或反射的光信号的强度。
对PPG技术的有效性来说，环境光情况也扮演重要的角色。使用张力计、压电膜材料、红外光学耦合对和光纤传感器的各种不同的技术仅在对象是静止时能以合理的可靠性测量心率。它们对对象要移动的体育、健身和康复应用并不实用。
众所周知在现有技术中使用声纳技术识别移动的对象。压电晶体既可用作功率发生器也可用作信号检测器。在这种情况中，以脉冲模式发射超声波能量。在输出功率源关闭后由同一晶体拾取反射信号。接收反射信号所需要的时间取决于在功率源和对象之间的距离。频率位移，更常被称为多普勒位移，依赖于运动对象的速度。该技术只需要一个晶体，但检测器电路仅在发射器电源关闭后工作。可以想到用这种方法检测血管壁的运动而得到脉搏速率信息。然而，对于表皮血管由于在功率源和对象之间的距离短，该技术需要非常高的功率开关速度。另外，肌肉的移动也会产生能降低系统的信噪比的反射。在这种情况中，肌肉噪音信号非常类似于由于血管壁引起的信号。因此，当有生命对象在运动时要以这种方式检测心率非常困难。然而，该方法的优点是低成本和低功耗。对于连续模式可以使用两压电元件。在给定时间中任一个可用作发射器而另一个可用作接收器或检测器。这两个元件可以设置为在导管的相反侧或同一侧与流的方向成一角度。如果它们在同一侧，两个晶体可以方便地包装在一个模块中。流动速率或流动速度正比于相对工作频率的多普勒位移。连续模式在脉搏速率应用的主要有点是由于血液流动引起的多普勒位移与由于肌肉伪信号或组织移动引起的位移明显不同。由于血液流动引起的位移比由于肌肉运动引起的位移的频率高。因此，即使肌肉运动诱发的信号在幅度上更大，通过模拟的或数字形式的高通滤波器仍可以滤除它们而保留血液流动信号。在这方面，超声波方法优于基于红外线、压力传感甚至EKG技术的方法。
一种对于心率和脉搏速率的测量有用的装置是戴在手腕上的电子单元。本领域中已知几种这样的装置。美国专利4086916(Freeman等人)公开一种具有安装在腕带部分的超声波换能器的心脏手表监控器。该换能器装在环氧树脂中并覆盖有绝缘覆层。美国专利4163447(Orr)公开一种安装在腕上的心率监控器，其依靠发光二极管。美国专利4256117(Perica等人)公开一种安装在腕上的秒表和心脏监控器的组合，该监控器使用压力换能器来测量脉搏速率。
在Freeman的发明中，希望用手表提供连续的脉搏速率监控。然而，超声波能量易于在不同密度的两种介质之间的界面上绕射及变弱。在界面上的任何空气间隙或在介质中的任何气泡也会使超声波能量的传输变得不可靠。因此，有一种普通的惯例是在换能器模块和有生命对象之间使用水或水性凝胶以消除空气间隙。不幸的是水和水性凝胶在露天中干的很快。对于连续速率监控，无法接受要频繁应用水或凝胶的要求。在美国专利和中通过使用从支撑表面突出来的小的换能器的阵列而在与有生命对象之间形成没有空气间隙的牢固的接触，而做了克服此问题的尝试。然而，这显著增大了复杂性和换能器装置的成本及其驱动电路。或者由于身体的毛发或者是从一个人到另一个人的皮肤情况的不同，空气间隙不会被完全清除。在美国专利中，在桡动脉和尺动脉处使用两组换能器。该想法是要应对由于腕部的运动引起的信号质量的受损，该腕部运动可能时而造成空气的间隙。使用两组换能器希望是至少其中一组能可靠地检测多普勒信号以识别心跳。连续模式相对于脉冲模式的缺点是更高的费用和更大的功耗。
本发明涉及用于测量有生命对象的速率值，包括心率和脉搏速率，的超声波监控器。由于在压电材料和微电子技术中的继续进步，基于超声波的脉搏速率监控系统可以被最小化而降低成本和功耗。
本发明的一个方面提供用于测量有生命对象的脉搏速率值的超声波监控器，包括一具有至少一个超声波能量源的模块，由聚合物构成的超声波传导稀释剂占重量百分比为从50％到95％的凝胶垫。其中凝胶垫设置为直接接触于模块和有生命对象之间；用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的超声波能量检测器及相关硬件和软件。凝胶垫由聚合物制成，该聚合物具有下列特征a)硬度根据ASTM D15针穿刺约5到300(1/10毫米)，优选为从约25到约150，最好从约30到约50；b)根据ASTM D412抗张强度从约5到约500psi，优选为从约10到约300，最好从约50到约200psi；及c)根据ASTM D412延展性从约50％到约800％，优选从约200％到约700％，最好从约300％到约500％。
在压力和温度循环后凝胶是稳定的(没有油渗出)。该显示可选择性包括用于分析来自有生命对象的速率值的电子装置和软件。相反地，模块可以包括用于分析该速率值的电子装置和软件。
本发明的另一个方面提供一种测量有生命对象的速率值的方法。该方法包括提供一个如上所述的超声波监控器及将该监控器与该有生命对象联结。
参考用于说明优选实施例的附图，可更好地理解本发明。然而，应理解到，本发明并不限于在附图中展示的特定实施例。
图1A描述本发明超声波监控器的正视图。这里示出的是附有具有带凝胶垫30的模块20的手表带10的手表，其中凝胶垫接触有生命对象的皮肤。该图也描述了提供测得的速率值的显示部件40。
图1B描述了根据本发明的超声波监控器的可选实施例的正视图。
图2描述了换能器模块组件的剖视图。壳体10的基板可以是金属或塑料的。换能器20在ABS中模制成并永久黏附到壳体。在换能器模块30的顶部有可选择的薄的粘性层40其可以是油含量更低的凝胶或适当的粘性材料。顶部结构是直接接触有生命对象的凝胶垫50。
图3描述一典型基于超声波的心率监控系统的框图。
图4描述了本发明软件的框图。放大后的多普勒信号在反混淆滤波后被微控制器中的A/D变换器取样。取样的数据进一步通过高通滤波器或高通滤波器和低通滤波器的结合而被数字滤波。输出被施加到或者绝对值运算器或平方运算器，在该运算器后的是低通滤波器级。最后使用该数字处理后的数据来确定脉搏速率。
图5A-C描述了在换能器模块中的两个压电元件的排列。
图6A-C描述了对给定偏角和给定焦深所设计的几种可能的凝胶垫的形状。
具体实施例方式
a)定义及一般参数阐述下述定义以说明和定义用于描述本发明的各种术语的意义和范围。
术语“超声波”和“超音波”在这里可互换使用而指具有在约30KHz和约30MHz之间的频率的声波。“超声波换能器”(即换能装置)在本发明中是一种用于将声音能量引入试验物体(例如有生命对象)及也检测从物体反射的能量的装置。这种类型的装置的典型是压电晶体，其用机械脉冲响应从仪器来的电信号，并用可被该仪器检测的电能量响应来自试验物体的机械脉冲(反射能量)。超声波也可用作声波成像技术，用于为了估计特定组织或生病组织的发展而检查身体的一部分(例如胸、腹部、心脏)。另外，超声波用于监控胎儿和他们的生长。
此处用的“速率值”指可被测量的值。本发明的速率值包括但不限于，心率、脉搏速率、胎儿心率和胎儿脉搏速率。
术语“具有换能装置的模块”指包括压电换能器的组装件。例如，看图2。模块可选择性包括用于分析速率值的电子装置。
此处使用的术语“热固性凝胶”指一种凝胶其通常由化学结合的三维弹性体网络制成，该弹性体网络网获大量低挥发性液体或稀释液。该弹性体网络是永久的不能通过加热变回液态。为了保证凝胶很好地适合皮肤以及在保持负荷承载特性时对超声波传输的减弱作用较小，一定量的稀释剂是必须的。凝胶可以在从-30℃到+70℃温度范围内使用，在这中间凝胶保持它的形状和弹性负荷承载特性。“硅凝胶”或“聚氨酯凝胶”是热固性凝胶的例子。在本发明前，热固性凝胶还没有被用作超声波传输介质。
这里使用的术语“热塑性凝胶”指一种凝胶其通常由具有较大比例的散布在中间的稀释剂的热塑性弹性体制成。热塑性弹性体包括嵌段共聚物如苯乙烯-丁二烯-苯乙烯、苯乙烯-异戊二烯-苯乙烯、苯乙烯/乙烯-共聚-丁烯/苯乙烯，及苯乙烯/乙烯-共聚-丙烯/苯乙烯。苯乙烯端嵌段在室温下形成玻璃态域。该玻璃态域作为提供聚合物的弹性体特性的物理交联。在加热超过苯乙烯的玻璃态转变温度即约100℃期间，玻璃态域融化而聚合物回到液态。在冷却期间，再次重新形成玻璃态。因此，这个过程是可逆的。其他的嵌段共聚物，如乙烯-(乙烯-共聚-丁烯)-乙烯共聚物其包含晶状聚乙烯端嵌段，也可用于准备热塑性凝胶。在本发明前，热塑性凝胶还没有被用作超声波传输介质。
b)超声波监控器本发明的一个方面提供用于测量有生命对象的脉搏速率值的超声波监控器，包括一具有至少一个超声波能量源(换能器)的模块，包括聚合物和矿物油构成的凝胶垫。其中凝胶垫设置为直接接触于模块和有生命对象之间；用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的超声波能量检测器及相关硬件和软件。凝胶垫由聚合物制成，该聚合物具有下列特征a)硬度根据ASTM D15针穿刺约5到300(1/10毫米)，优选为从约25到约150，最好从约30到约50；b)根据ASTM D412抗张强度从约5到约500psi，优选为从约10到约300，最好从约50到约200psi；及c)根据ASTM D412延展性从约50％到约800％，优选从约200％到约700％，最好从约300％到约500％。
在本发明优选实施例中，监控器是附有表带的手表，其中模块附在表带上。在另一优选实施例中换能器包括第一和第二压电晶体，其中晶体设置为相互成一角度，其中基于换能器到有生命对象的距离决定该角度。通过初始超声波频率信号激发第一压电晶体，其中初始超声波频率信号被有生命对象反射并被第二压电晶体接收。更特定的，模块包括一对相互成角度的压电晶体，其中用被监控的对象的深度决定该角度。如果对象是在子宫深处的胎儿，则两个晶体要相互平行设置。如果对象是人类对象(例如成人、胎儿)的桡动脉，则两个晶体相对血液流动方向的角度是从约0到约60°。其中一个晶体在一超声波频率下激发。信号然后由生命对象并且由第二晶体拾取。接收的频率依赖于流体整体流动的方向和速度，或者高于或者低于初始频率。例如，当监控血液流动时，流动的方向是固定的。因而，作为初始和反射频率之差的多普勒频率仅依赖于血液流动的速度。
超声波监控器包括一个超声波频率驱动器、AM或FM检测器、放大器、滤波电路及微控制器。驱动器电路由在从约30KHz到约30MHz之间频率运行的振荡器、阻抗匹配网络及C类功率放大器构成。功率放大器将超声波能量给予模块中两个压电元件之一。另一元件拾取反射的超声波信号。放大该信号，然后幅度解调(AM)或频率解调(FM)以产生多普勒频率。在音频范围的多普勒频率再被放大并滤波，以避免在它们被数字取样及被具有内置模数转换器和软件的微处理器处理之前有混淆。该软件通过高通滤波器数字滤除由于机如运动引起的伪影信号，该高通滤波器取决于初始超声波工作频率在从约10到约1500Hz具有3db转折频率。接着，平方运算和低通滤波器为了心率的检验而使信号处于适当状态。取决于初始超声波工作频率，低通滤波器的3db转折频率是从约500到约5000Hz。通过小的改动现有技术Lo等人公开的心率检验逻辑可用在本发明中。
模块可选择的包括用于分析有生命对象的速率值如心率或脉搏速率的电子装置和软件。可选的，显示部件可包括用于速率值的电子装置和软件。这样，至少有两种可选择的关于手表超声波监控器的实施例。
在本发明一实施例中，换能器、电子装置和软件都装在同一个模块中。该模块机械性附接在腕带上，它可被定位于有生命对象的桡动脉处。凝胶垫面对有生命对象的腕部并由腕带固定到位。两个晶体(见上)设置在模块内部紧接在凝胶垫后面。可以通过无线装置将测得的血液流动及/或心率值发送到表的显示部件。在这种情况下，模块具有发射器电路而显示部件具有接收器电路。可以基于常规使用的频率如5KHz、120KHz、455KHz、433MHz、900MHz等选择载波频率。这些频率在多种胸带心率监控器中使用。目前，最常用的频率是5KHz。因此包含有所有电子装置和软件的模块可以在市场上提供作为对现存胸带产品的直接替代。在这种情况下显示部件是具有内置无线接收器电路的手表。可选的，模块可以被单独固定在其自己的带上而适于安装在有生命对象的另一部分上，在那里可以方便地监测血液流动。由于在模块中的电池盒可被设计为允许使用者容易地更换电池，这是优选的方案。使用的频率和每次使用时间的长度决定对给定类型的电池需要多长时间来更换一次。
在本发明另一实施例中(在图1A中示出)，同样的电子装置和软件放置在表的显示部件中而换能器和凝胶垫容纳在模块内。连接电缆形成在腕带中以连接超声波驱动电路。在这种情况中，需要高能量密度的电池以减少更换电池的频率。可选的，可以使用充电电池。电池可被无线充电从而针对游泳者和潜水者的表部件是防水的。随着电池技术继续在能量密度和寿命上的提高，这种集成的方案可能最终是优选的。在另一实施例中，监控器可被放在或集成在头带中用于监测颞颥脉搏。
在根据本发明的又一实施例中，例如图1B的实施例100，换能器和凝胶垫容纳在靠近对象的第一部分(即一只手的手腕)的第一模块130中，而电子装置和软件及表显示部件是在固定到对象的另一部分(即另一只手的手腕)上的分离的第二模块140中。第一(传感)模块可通过无线(优选)或有线通讯介质向第二(处理/显示)模块发出检测到的信息。根据本发明再一实施例，可以以任何方式在处于不同的地方的传感和显示模块之间分配各种处理功能的位置，例如，如图1B的特定实施例所示的不同手腕。
可以用超声波监控器测量的速率值的例子包括，但不限于，心率值和血液脉搏速率值。可以从成年人、婴儿，及胎儿或从其他动物获得这样的速率值。
c)聚合物和凝胶超声波监控器包括一凝胶垫，其设置为直接与模块和有生命对象接触。超声波能量不能通过空气有效地传输，因而需要一个耦合物(凝胶垫)用于在换能器和有生命对象之间的有效传输。液态凝胶可用作耦合物，然而由于是水基的这样的流体凝胶容易很快变干。因此，本发明优选使用固态的油基凝胶以在换能器和对象之间实现有效的传输。如上述，凝胶垫由特定聚合物制成，该聚合物用于传导超声波，从而可以将波转变为可测量的速率值。在优选实施例中，聚合物是热固性或热塑性凝胶。本发明中的凝胶可包括任何弹性体类型、弹性体分子量、交联密度、稀释比例等等。凝胶垫可以是大约一平方厘米尺寸而其形状可以是正方形、矩形或圆形。热固性凝胶的例子包括，但不限于，硅氧烷或聚氨酯凝胶。硅凝胶可基于在乙烯基封端的聚二甲基硅氧烷、聚甲基苯基硅氧烷，或聚二苯基硅氧烷，和氢化物封端的聚二甲基硅氧烷、聚甲基苯基硅氧烷，或聚二苯基硅氧烷之间的反应。聚氨酯凝胶可基于聚丁二烯二醇、聚丁二烯三醇、聚(乙烯-共聚-丙烯)二醇、聚(氧化四乙烯)二醇、聚(氧化乙烯)二醇，或蓖麻油和聚异氰酸酯如甲苯二异氰酸酯或亚甲基二异氰酸酯的反应。热塑性凝胶的例子包括，但不限于，苯乙烯-(乙烯-共聚-丁烯)苯乙烯，苯乙烯(乙烯-共聚-丙烯)苯乙烯、苯乙烯-丁二烯-苯乙烯、苯乙烯-异戊二烯-苯乙烯、乙烯(乙烯-共聚-丁烯)乙烯以及其他弹性体嵌段聚合物。
术语“凝胶”经常用于描述可具有不同特性的多种材料。本领域通常区分三类凝胶浓流体、水凝胶基稳定柔软弹性体凝胶。浓流体的例子是牙膏、洗碗用清洁剂等等。这些流体典型的被粉化硅石、班脱土黏土或其他无机增稠剂变得较稠。在温和的摇动或挤压后，这种类型的凝胶容易以象液体的方式流出。然而，这种凝胶不能回到其初始的稠密形状。因而，这样的凝胶不适于需要凝胶采用特定形状或形态的应用。
水凝胶典型地包括可溶于水的高分子量聚合物如聚(乙烯醇)、聚丙烯酰胺、聚(丙烯酸)等等。水凝胶也包括较大比例的水或与水相容的液体如乙二醇。因此，水凝胶特征为象水一样的液体或与水相容的液体，其被高分子量有机聚合物稠化。此外，这种类型的凝胶，取决于其组成可以是液体或弹性固体。如果使用低分子量的可溶于水的聚合物及/或更大比例的水，则形成象液体的水凝胶。象液体的水凝胶如AQUASONICTM水凝胶被广泛用作超声波传输的介质。事实上，有几种商业凝胶产品用于超声波传输，经常被简单地称为超声波凝胶或超声波传输凝胶。美国专利51076；和6159149在关于其申请专利的超声波装置中谈到凝胶作为传输介质的使用。如果使用高分子量的可溶于水的聚合物及/或较低比例的水，凝胶可形成柔软的能够承载中等程度机械压力的弹性固体。弹性的获得是从水分子与聚合物的极性集团的氢键形成的暂时的网络。美国专利78149及日本专利59-438描述了使用这种基于聚(乙烯醇)的凝胶。然而，由于这些液体和凝胶易挥发，它们即使在室温下也容易蒸发且需要保存在封闭的环境中(例如容器、真空)。虽然这些液体和凝胶在短时间内可能具有承载负荷的弹性特性，它们在长时间暴露于外界环境时是不稳定的。在温度升高到如40℃或更高时，蒸发速率一直在增大，由此更加缩短了产品的有用时间。此外，水在0℃结冰，使这种类型的凝胶或液体不适于零下的温度。因此，水凝胶仅在有限的应用中被用作超声波传输介质，即当该应用不需要凝胶持续超过一短时间段。
当应用需要一种凝胶其能够使用几天或更长时间，就需要稳定的柔软弹性体型凝胶。弹性体凝胶包括弹性体网络，其具有较大比例的稀释剂，该稀释剂通常在环境温度下是不挥发的。它们在较长时间(例如几个月到几年)暴露于周围环境下时具有弹性和负荷承载特性。它们是在较宽的温度范围内即从零下温度到70℃是稳定的并保持弹性特性。本领域划分有两种类型的稳定柔软弹性体凝胶热固性凝胶和热塑性凝胶。热固性凝胶由网获大量低挥发性液体或稀释剂的化学键接的三维弹性体网络制成。该弹性体网络是永久的，不能通过加热回到液态。为了保证凝胶很好地适合皮肤以及在保持负荷承载特性时对超声波传输的减弱作用较小，一定量的稀释剂是必须的。当没有要求量的稀释剂时，凝胶会类似普通橡胶和弹性体其通常具有大于15Shore A(ASTM D2240)的硬度。例如，美国专利4901729描述了使用过氧化物交联聚丁二烯、硫交联聚丁二烯、及硅橡胶作为超声波传输介质。热固性凝胶的例子是硅凝胶和聚氨酯凝胶。
硅凝胶的弹性体网络是通过硅橡胶形成，硅氧烷的固化典型地是通过将氢化硅橡胶和乙烯基硅橡胶在有白金催化剂时反应。在反应前两种硅橡胶都被用非反应的低挥发性的硅油稀释。反应可以在110℃-120℃下进行30分钟，或在室温下进行48小时。硅凝胶也可通过使用通过暴露在周围湿气而固化的硅氧烷弹性体硅烷封端硅弹性体制成。在反应快结束时，最后的成分包括约5-45％硅橡胶和95-55％硅油。在美国专利3020260中例示出典型的硅凝胶组成，该专利在此并为参考。一些市售硅凝胶包括Dow Corning DC3-4150、DC 3-4154及Q3-6575；Sylgard 527；Gelest Gel D200及D300；以及P0652片断及F0651片断。其他硅凝胶供应商包括美国的General ElectricSilicones、德国的Wacker Chemie、日本的Shin-Etsu及其他一些。硅凝胶已被用于如美国专利4455691描述的填充修复装置，及如美国专利45980描述的密封剂。美国专利00554及它们的外国等价物，日本专利9043076，描述了在密封压力传感器中硅凝胶的使用。美国专利5457352描述了在超声波转换器的适应层的凝胶相中应用硅氧烷弹性体的使用，其中其成分包括较大比例的高密度金属氧化物用于抑制或阻碍超声波。
聚氨酯凝胶的弹性体网络是通过将异氰酸酯封端橡胶或低聚物(例如聚丁二烯、聚异戊二烯、聚四氢呋喃、或二聚酸)与羟基封端橡胶或低聚物(例如聚丁二烯、聚异戊二烯、乙烯-丁烯橡胶、乙烯-丙稀橡胶、蓖麻油等等)反应而形成。在反应前，每种橡胶或低聚物都被不挥发的且相容的稀释剂高度稀释。稀释剂包括矿物油、植物油、邻苯二甲酸二丁酯、邻苯二甲酸二辛酯、聚丁烯、石蜡油、环烷油等等。最终的组合物包括约5-45％反应橡胶和95-55％的总计稀释剂。在美国专利86中描述了典型的聚氨酯凝胶，上述专利公开了将聚氨酯凝胶作为电子或无线通讯接线盒中的密封剂的使用。英国专利2036504教导使用具有15-50的国际橡胶硬度(IRHD)的聚氨酯橡胶。
热塑性凝胶通常由具有较大比例的散布稀释剂的热塑性弹性体制成。热塑性弹性体包括嵌段共聚物如苯乙烯-丁二烯-苯乙烯、苯乙烯-异戊二烯-苯乙烯、苯乙烯/乙烯-共聚-丁烯/苯乙烯(例如Kraton公司的Kraton聚合物)其他市售嵌段共聚物包括Septon聚合物，即苯乙烯/乙烯-共聚-丙稀/苯乙烯(例如日本Kuraray制造)。在Kraton和Septon聚合物这两者中，苯乙烯端嵌段在室温下形成玻璃态域。该玻璃态域作为提供聚合物的弹性体特性的物理交联。在加热超过苯乙烯的玻璃态转变温度即约100℃期间，玻璃态域融化而聚合物回到液态。在冷却期间，再次重新形成玻璃态。因此，这个过程是可逆的，而不像在热固性凝胶中那样。其他嵌段共聚物，例如包含晶状聚乙烯端嵌段的乙烯(乙烯-共聚-丁烯)乙烯共聚物也可用于准备热塑性凝胶。晶状端嵌段形成微晶其作为物理交联给出弹性体特性，而不是象在苯乙烯基的嵌段共聚物中的玻璃态域。在加热期间，微晶融化并回到液态。在冷却时，微晶再次重新形成。相似的，该过程是可逆的。
为了形成具有热塑性弹性体的凝胶，要一起使用大量的低挥发性稀释剂(例如典型的65-95％稀释剂)与5-35％嵌段共聚物。嵌段共聚物可以是总分子量3的苯乙烯/乙烯-共聚-丁烯/苯乙烯嵌段共聚物。每个苯乙烯嵌段的分子量可以在从的范围，乙烯-共聚-丁烯的分子量可以在从2的范围。玻璃态聚乙烯嵌段的重量百分比典型地是20-40％，其中剩下的60-80％包括中心乙烯-共聚-丁烯弹性体嵌段。合适的稀释剂包括矿物油、石蜡油、环烷油、聚(异)丁烯等等，只要它们与嵌段共聚物的橡胶中心部分相容。在美国专利18213中描述了基于嵌段共聚物的凝胶成分的例子，上述专利在此并为参考。美国专利4618213描述了凝胶作为玩具或作为减少噪音的隔音装置的使用。美国专利25707；和5710206描述了热塑性凝胶用于密封应用。美国专利87；5830237；及5766704描述了使用热塑性凝胶用于衬垫或鞋底的应用。美国专利79694教导了使用热塑性凝胶制造透明蜡烛。美国专利5830136教导了在光学传感器中使用热塑性凝胶。所有专利和出版物在此并为参考。
热塑性和热固性凝胶两者都可以用在本发明中。此处使用的凝胶通常被下列特性所限定i)硬度根据ASTM D15针穿刺约5到300(1/10毫米)，优选为从约25到约150，最好从约30到约50；ii)强度根据ASTM D412抗拉强度从约5到约500psi(磅每平方英寸)，优选为从约10到约300psi，最好从约50到约200psi；及iii)延展性根据ASTM D412延展性从约50％到约800％，优选从约200％到约700％，最好从约300％到约500％。
iv)稳定性凝胶在压力和温度周期后是稳定的(没有油流出)。
凝胶具有对超声波换能器的塑料壳体的好的粘附性。塑料壳体可包括丙烯腈-丁二烯-苯乙烯(ABS)、聚碳酸酯、尼龙等等。优选的，凝胶粘结到壳体上而形成一个整体部件。然而，本发明也包括可选择的方式以将凝胶附接在超声波换能器上。
在本发明一优选实施例中，热塑性凝胶被过模制在即直接模制在换能器(包括压电声音激励器和传感器)的塑料壳体上，其中使用特定的模制成型技术。这种技术在塑料工业中为众所周知。例如装超声波换能器的塑料可以被插入到模具中，其中热塑性凝胶被加热到融化状态并使用注射模塑机注射到模具中。监控凝胶注入的时间和温度以防止损坏换能器本身。在其融化状态，凝胶易于流动并最终粘附在超声波换能器的壳体上(即没有在塑料和凝胶之间的界面上使用另外的粘合剂)。然而，为了保证持久的粘结，优选为在将凝胶模制在上面之前在塑料壳体的表面上使用底漆或粘合剂。一种这样的合适的粘合剂是热塑性凝胶其具有比通过注射而模制的凝胶更低的油含量。几种这样的低油含量热塑性凝胶是市售的，例如GLS公司供应的Versaflex OM 6000和Teknor公司供应的Monprene。额外的底漆或粘合剂层作为在换能器的塑料壳体和声音传输凝胶之间的结合层。在使用薄层的底漆或粘合剂之前通常要清洁塑料壳体的表面(例如用溶剂移除脱模剂、油脂、油和灰尘)。具有较低油含量，结合层在表面上具有更高的聚合物浓度，因而，它可与塑料表面形成强的粘结。由于结合层也包含和声音传输凝胶相似的化学组成，它在界面上与凝胶具有良好的相容性。可选的，结合层可以包含另外的成分其进一步改善对塑料壳体的粘附，例如粘附促进剂、兼容剂、结合剂等等。
在本发明另一优选实施例中，使用注射模塑过模制结合层。优选为两阶段插入模塑过程，其中首先成型结合层其次成型声音传输凝胶。该方法特别优选用于其中加工大量产品的大规模生产。在一可选实施例中，粘合剂在合适的溶剂中预溶解以减小其粘性这样它可以作为底漆使用在塑料壳体上。在此技术中，允许溶剂在对声音热塑性传输凝胶进行过模制前蒸发。如果生产量低的话，这会特别有用。在又一可选实施例中，可以将热塑性凝胶浇铸在包覆换能器表面塑料壳体的结合层上，而不是注射模塑。在此技术中热塑性凝胶被加热到超过150℃，优选超过160℃，最好超过170℃，然后灌注到换能器(其插入在模具中)塑料壳体上。在这些温度下热塑性凝胶是液体而可以相对容易地被灌注。加热的温度通常保持在180℃以下以防止过多烟雾产生。在热塑性凝胶中作为稀释剂使用的矿物油的燃点是约220℃。
在本发明中也可以使用市售粘合剂(例如，如加州90745号Carson的ECLECTIC PRODUCTS公司制造的EC6000粘合剂)。可以使用市售粘合剂将声音传输凝胶粘结到塑料壳体上(例如在对声音传输热塑性凝胶过模制前可以将EC6000粘合剂以薄层刷在塑料壳体的表面上)。
在本发明另一实施例中，热塑性凝胶直接模制在换能器表面，即压电声音激励器和传感器而不是在包含换能器的塑料壳体上。要小心地监控热塑性凝胶的注射或浇铸温度以防止由于高温损坏压电激励器和传感器。如果使用粘合剂或底漆，在过模制前将其直接应用在压电部件的表面上。
在本发明另一优选实施例中，热固性凝胶，例如硅氧烷或聚氨酯被浇铸在超声波换能器上。凝胶可以被直接浇铸在换能器装置本身上或在塑料壳体上。通过商业供应商也可以得到热固性凝胶，其通常以两部分液体形式供应(即然后根据制造商的指示以预定比例混合凝胶)。热固性凝胶混合物浇铸到在浇铸前事先放置在模具中的换能器周围。铸件留在模具中并被加热到想要的温度以完成凝胶的固化。硅凝胶可以在周围温度约32℃下放48小时而固化，或在120℃下1小时而固化。对于聚氨酯凝胶，初始固化温度是周围温度约23℃下1小时，接着是100℃下16小时的二次固化。当在本发明中使用热固性凝胶，也可以使用粘合剂或底漆以保证在界面处的良好的粘结。对于硅凝胶，可以使用RTV硅氧烷粘合剂或底漆。对于聚氨酯凝胶，优选为聚氨酯基粘合剂。在一可选实施例中，通过液体注射模塑将热固性凝胶应用在换能器上。两个凝胶部分储存在分离的池中，然后根据希望的预定比例将它们抽到内嵌的静态搅拌器中。然后该混合物被射入模具中以包覆换能器。
d)低频操作根据本发明实施例的用声纳技术监控血液流动的原理的应用提供了保留接收信号的全频信息的优点。这一点通过将从移动目标(如流动的血液)接收的信号转变为多普勒频率位移取得。
特定的，第一压电装置在给定频率产生操作(载波)超声波信号。在对象内的移动物质的速度，以类似于在FM无线电广播中使用的常规调频技术的方式，调制该载波频率。多普勒位移的频率与对象内的移动物质的速度成正比。
第二压电装置拾取该调频信号。然后多普勒位移频率被转变为原始信号。
使用多普勒效应作为将相关信号(例如血液流动脉冲)无侵入地及真实地转变为电压信号的手段。接收的特定多普勒频率不具有接收的相关信号的特定频率的信息。多普勒频率仅作为将血液的运动转化为电信号的媒介，从其中可以计算心率及其他生命信息。
在理论上，血液流动信号独立于多普勒频率及操作/载波频率应使所有的工作频率均适于使用在根据本发明的实施例中。然而，实际上，在选择操作/载波频率时必须考虑许多重要的因素。
特定的因素偏向于使用较高的操作/载波频率。例如，手腕提供一个相对可接近及便利的用于放置监控装置的位置。在手腕上的桡动脉的较浅的焦深要求使用适于检测这样的浅焦深的高频超声波能量。
装置的尺寸和重量也偏向于使用高的操作/载波频率。一般的，机电振荡器的越小，其发出的频率越高。对于想要在活跃的体育锻炼期间戴在手腕上的装置，换能器的尺寸及因此其可能的输出频率的范围被限制了。
尽管如此，有其他因素偏向于使用低的操作/载波频率。
例如，在高频下操作的机电换能器比起在低频操作的换能器来说易于更快地震动并消耗更多能量。对于想要戴在手腕上的血液流动监控器，可得到的由小电池供应的能量是有限的，而暗示需要换能器在低频下工作。在系统中的AM或FM放大器及解调电路也在低的工作频率下消耗较少的能量。原则上，能量消耗与工作频率成线性正比。
给出至少上述对能量消耗的考虑，并不管使用上述低载波/工作频率对血液脉动检测的缺点，根据本发明特定实施例，使用具有频率为2MHz或更低的超声波能量来检测血液流动是有价值的。
已经发现，有许多设计因素便于使用应用的2MHz或更低操作/载波频率对桡动脉的心率监控。参考图5A-C下面示出并描述了这些设计因素。
图5A示出根据本发明用于心率监控的装置的实施例的简化的示意图。压电换能器520a和520b在换能器模块530内，间隔距离d。压电换能器520a在操作/载波频率上发出超声波信号550，到血管552的焦点F，其中血液在所示方向上流经血管552。血管552定位为离换能器520a-b一焦深D。
当血液在所示方向上流经血管552，在血管壁和在流动的血液本身的移动部分上的变化，产生在多普勒频率中的位移。
血管的运动方向是在血液流动方向的横向上。血管壁的横向运动的量被其硬度限制。此外，产生的声音信号也被周围组织阻碍，这样损害了这种形式的声音信号的振幅和高频信息。
相反，被血压脉冲推动而经过血管的血液部分，移动较为自由。当血细胞在此施加的压力下自由移动经过血管时，一些会比其他的运动得更快。这些更快移动的细胞会产生更高的多普勒频率。
这些更高的多普勒频率又被解调为更高的电压信号。因此，解调的信号具有更大的幅度。由于更快的血液细胞具有高的迁移率，表示它们的解调电压信号也有较高的频率。由于这些高频率信号有更高的振幅，在滤除低频噪音信号后它们有很大的几率被保留下来。
因为血液部分流经血管的高频组分，可以通过单级或多级模拟及/或数字形式高通滤波器滤除由肌肉运动引起的即使振幅较大的低频(＜10Hz)信号。因而可以从保留的血液流动信号的高频信息中有效地获得心率信息。
为了强调包含重要的血液流动信息的高频多普勒位移，图5A示出以相对血液流动方向取向为一角度的换能器520a和520b。特定的，发出的超声波能量信号550以角度θ1入射到血管552，并且多普勒位移超声波能量信号554被血管552以角度θ2反射。换能器相对于在血管内的血液移动方向的取向角度可以被表示为偏角(1)偏角＝1/2(θ2+θ1)在相对于血液流动方向小于90°的偏角定位图5B-C中的两个压电元件，根据下面的方程增大在收到的信号中的多普勒位移(2)Fd＝2FdV*cosθ/C，其中Fd＝多普勒频率；V＝流动速率；θ＝能量相对于流动方向的入射角和反射角(θ2＝θ1)；及C＝声音在组织中的速度。
由方程(2)，根据入射超声波能量在移动的同一方向上具有的分量(由余弦表示)，利用偏角系数提高接收到的超声波信号的多普勒位移。所述被提高的多普勒位移增大了在FM检波器(或频率-电压变换器)的输出的信噪比。
另一个可以利用以最优化血液流动的声纳检测的设计因素是在模块内的换能器相互的相对取向。图5A-C也示出以一顶角相互倾斜的换能器520a和520b(3)顶角＝1/2(θ2-θ1)顶角和换能器之间的距离(d)决定了焦深(D)。顶角越大，焦深越浅。
如上所述，可以利用偏角设计因素来提高解调器输出的信号的强度。对比而言，可以利用顶角设计因素更好地聚焦施加的超声波能量到浅的桡动脉上，尤其是低工作频率施加的超声波能量。
图5B示出本发明另一实施例的简化的示意图，其中换能器560a向在很深焦深D’处定位的血管564发射超声波能量562，该换能器以很小的顶角倾斜，其相对于也位于换能器模块568中的第二换能器560b的距离为(d’)。
使用较大顶角可允许超声波能量被聚焦到浅的焦深，例如桡动脉表现出的。在图5C中示出这样一个实施例，其中检测定位在较浅焦深处的桡动脉572的换能器570a和570b以较大的顶角取向并间隔较短的距离d”。
基于上面所述，要决定用于在桡动脉处监控心率的声纳技术的效能，利用频率、偏角、顶角及换能器间隔的每个适当的组合都是重要的。由于桡动脉及因此焦深(D)典型地在3-10毫米之间，顶角可在从约0-60°的范围内，优选在从约5-45°。在这些条件下，发射和接收换能器之间的间隔在从约0.5-20毫米之间，优选为在约1-10毫米之间。
由于凝胶垫在换能器和流动血液之间的位置、它的形状和厚度可以提供另外的设计参数以允许根据本发明的装置能柔性确定偏角。图6A-C描述了针对给定偏角和焦深设计的凝胶垫50的许多中可能的不同形状。
图6A示出形成为长方形形状的凝胶垫50。图6B示出形成为楔形形状的凝胶垫50，图6C示出形成为梯形形状的凝胶垫50。这些凝胶垫外形的尺寸基于想要的偏角和要检测其移动的对象的深度。
在上面说明书中引用的所有文献在此并为参考。对那些本领域技术人员来说，显然可以不偏离本发明的范围和精神对本发明作出各种修改和变化。虽然已经连同特定的优选实施例描述了本发明，应理解到如要求保护的本发明不应被不恰当地限制在这些特定实施例中。而是，显然对那些本领域技术人员来说，对所述用于实现本发明的模式的各种变更意在下面的权利要求的范围内。
1.一种用于测量在有生命对象中的脉搏速率值的超声波监控器，包括a)至少一个超声波能量源；b)凝胶垫，其包括聚合物和占重量百分比50％到95％的超声波传导稀释剂，其中所述聚合物特征为具有i)硬度根据ASTM D15针穿刺约5到300(1/10毫米)；ii)根据ASTM D412抗张强度从约5到约500psi；及iii)根据ASTM D412延展性从约50％到约800％；其中所述凝胶垫定位为直接在能量源和有生命对象之间；c)超声波能量检测器；及d)用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的相关硬件和软件。
2.如权利要求1所述的超声波监控器，其中所述聚合物特征为具有i)针穿刺约25到150；ii)抗张强度从约10到约300psi；及iii)延展性从约200％到约700％。
3.如权利要求1所述的超声波监控器，其中所述聚合物特征为具有i)针穿刺约30到50；ii)抗张强度从约50到约200psi；及iii)延展性从约300％到约500％。
4.如权利要求1所述的超声波监控器，其中所述监控器是带有表带的手表的形式。
5.如权利要求1所述的超声波监控器，其中所述聚合物从由丙烯腈丁二烯苯乙烯、聚氨酯和硅氧烷构成的组中选择。
6.如权利要求1所述的超声波监控器，其中所述超声波传导稀释剂从由邻苯二甲酸二丁酯、邻苯二甲酸二辛酯、矿物油、环烷油、石蜡油、聚(异)丁烯、硅氧烷流体和植物油构成的组中选择。
7.如权利要求1所述的超声波监控器，其中能量源和检测器设置在一模块内，通过无线传输与处理和显示硬件进行通信。
8.如权利要求7所述的超声波监控器，是手表的形式。
9.如权利要求7所述的超声波监控器，其中处理和显示硬件装在一单独的模块内。
10.如权利要求9所述的超声波监控器，其中该单独的模块是手表的形式。
11.如权利要求1所述的超声波监控器，其中其中能量源和检测器设置在一模块内，并硬件连接到处理和显示硬件。
12.如权利要求11所述的超声波监控器，是手表的形式。
13.如权利要求1所述的超声波监控器，其中模块被集成在头带内或被头带保持在适当位置。
14.如权利要求1所述的超声波监控器，其中所述超声波能量源包括第一和第二压电晶体，其中该晶体定位为相互成一角度，所述角度基于所述能量源到该脉动的有生命对象的距离。
15.如权利要求14所述的超声波监控器，其中通过初始超声波频率信号激发所述第一压电晶体，其中初始超声波频率信号被有生命对象反射并被第二压电晶体接收，其中接收的超声波频率信号依赖于流体流动的方向和速度，或者高于或者低于初始超声波频率信号。
16.如权利要求15所述的超声波监控器，其中初始超声波信号的频率是2MHz或更低。
17.如权利要求15所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体设置在靠近对象的桡动脉的手表中。
18.如权利要求15所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体设置在靠近对象的尺动脉的手表中。
19.如权利要求16所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体以互相相对的从约0到60°之间的顶角倾斜。
20.如权利要求16所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体以相对互相的从约5到45°之间的顶角倾斜。
21.如权利要求15所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体设置在一模块内并以在约0.5到20毫米之间的距离相间隔。
22.如权利要求21所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体间隔的距离在从约1.0到10毫米之间。
23.如权利要求1所述的超声波监控器，其中超声波能量源和检测器设置在一相对该对象倾斜的模块内。
24.如权利要求23所述的超声波监控器，其中该模块的倾斜来自于凝胶垫的尖角形状。
25.如权利要求24所述的超声波监控器，其中凝胶垫的横界面形状是三角形和梯形其中之一。
26.如权利要求1所述的超声波监控器，其中相关硬件包括一解调器，其构建为将反射的超声波能量的多普勒位移转变为电压。
27.如权利要求26所述的超声波监控器，其中该解调器包括FM解调器。
28.如权利要求26所述的超声波监控器，其中该解调器包括AM解调器。
29.一种用于检测有生命对象的脉搏速率的方法，该方法包括提供一个超声波监控器包括a)至少一个超声波能量源；b)凝胶垫，其包括聚合物和占重量百分比50％到95％的超声波传导稀释剂，其中所述聚合物特征为具有i)硬度根据ASTM D15针穿刺约5到300(1/10毫米)；ii)根据ASTM D412抗张强度从约5到约500psi；及iii)根据ASTM D412延展性从约50％到约800％；其中所述凝胶垫定位为直接在能量源和有生命对象之间；c)超声波能量检测器，及d)用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的相关硬件和软件；及使所述监控器在要测量脉搏的点接触该对象。
30.如权利要求29所述的方法，其中该有生命对象是人。
31.如权利要求29所述的方法，其中监控器在桡动脉或尺动脉处接触该对象。
32.如权利要求29所述的方法，其中所述脉搏速率从由心率值、血液流动速率值、胎儿心率值，及胎儿血液流动速率值构成的组中选择。
33.如权利要求29所述的方法，还包括在一模块内提供超声波能量源和检测器，其以在从约0.5到20毫米之间的距离相间隔，并相对互相以在从约0到60°之间的顶角倾斜。
34.如权利要求29所述的方法，使模块相对该对象倾斜。
35.如权利要求34所述的方法，其中该模块通过设置在尖角形凝胶垫上而倾斜。
36.一种用于测量在有生命对象中的脉搏速率值的超声波监控器，包括a)设置在一模块内的至少一个超声波能量源，其超声波能量的工作频率为2MHz或更低；b)设置在该模块内以一顶角相对该源的超声波检测器；及c)用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的相关硬件和软件。
37.如权利要求36所述的超声波监控器，其中所述超声波能量源包括一第一压电晶体；所述检测器包括一第二压电晶体；及基于所述能量源到该有生命对象之间的距离确定所述顶角。
38.如权利要求37所述的超声波监控器，其中通过初始超声波频率信号激发所述第一压电晶体，其中初始超声波频率信号被有生命对象反射并被第二压电晶体接收，其中接收的超声波频率信号依赖于流体流动的方向和速度，或者高于或者低于初始超声波频率信号。
39.如权利要求37所述的超声波监控器，其中该第一和第二压电晶体设置在一个靠近对象的桡动脉和尺动脉其中之一的手表内。
40.如权利要求37所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体以互相相对的在从约0到60°之间的顶角倾斜。
41.如权利要求40所述的超声波监控器，其中第一和第二压电晶体以互相相对的在从约5到45°之间的顶角倾斜。
42.如权利要求37所述的超声波监控器，其中该第一和第二压电晶体设置在一个模块内，并以在从约0.5到20毫米之间的距离相间隔。
43.如权利要求42所述的超声波监控器，其中该第一和第二压电晶体以在从约1.0到10毫米之间的距离相间隔。
44.一种用于检测有生命对象的脉搏速率的方法，该方法包括提供一个超声波监控器包括a)至少一个超声波能量源，其超声波能量的工作频率为2MHz或更低；b)一超声波检测器；及c)用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的相关硬件和软件；及使所述监控器在要测量脉搏的点接触该对象。
45.如权利要求44所述的方法，其中该有生命对象是人。
46.如权利要求44所述的方法，其中监控器在桡动脉或尺动脉处接触该对象。
47.如权利要求44所述的方法，其中所述脉搏速率从由心率值、血液流动速率值、胎儿心率值，及胎儿血液流动速率值构成的组中选择。
48.如权利要求44所述的方法，还包括在一模块内提供超声波能量源和检测器，其以从约0.5到20毫米之间的距离相间隔，并相对互相以在从约0到60°之间的顶角倾斜。
本发明提供一种用于测量在有生命对象中的脉搏速率值的超声波监控器，包括具有至少一个超声波能量源的模块，凝胶垫(50)，其包括聚合物和占重量百分比50％到95％的超声波传导稀释剂，其中凝胶垫(50)定位为直接接触在能量源和有生命对象之间；超声波能量检测器(560a、560b、或570a、570b)；及用于检测、计算和显示测得的速率值的读出的相关硬件和软件。
文档编号A61B8/02GK
公开日日 申请日期日 优先权日日
发明者罗应金, 托伦蒂诺·埃斯科西奥, 张荣宗 申请人:萨鲁特伦股份有限公司