CN101287407B - 植入传输器 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种监测活的生物体内的心脏的监测系统，通过持续测量该心脏腔室内的压力和容积来实现，该心脏腔室优选左心室。利用到单一感测端获得该压力和容积测量结果，且该检测结果被通讯至传输装置以备无线传输至接收装置，其中该测量结果被用于监测该心脏。该系统也可包括温度测量结果，可被与压力和容积测量结果一同被传输以提供进一步的监测数据。该系统也可从该容积测量结果中提取心电图信号。这允许监测多达四个信号，可用于判断每一下跳动心脏输出状态及疾病或治疗造成任何变化。除了设计紧凑外，该系统可也包括节能配时方案以减少每一获取循环的能耗并因此延长该传输装置的使用寿命。

Description

植入传输器
技术领域
本发明涉及数据获取系统，尤其涉及从活的生物体的心脏获取数据。
背景技术
在心脏研究领域中，心脏效率测量的标准实验是压力-容积图。这种实验将当心脏收缩和膨胀时左心室的压力和容积相关联。压力和容积值对于量化任何泵系统中的效率而言很重要，而且可用于计算这些系统的容积效率。对于研究心脏疾病而言，心脏效率是一种有用研究心脏疾病的测量法，通过量化疾病的进展并衡量治疗的效力。
最近，转基因老鼠已呈普及性增长，成为研究心脏疾病和人类心脏疾病建模的手段。通常，左心室数据使用插入左心室的导管来测量。该导管具有单独的仪器测量血液压力和血液容积。使用从麻醉后的老鼠上所得到的数据存在一些缺点，其中最显著的是从麻醉后的试验体上得到的心脏血管数据与自由活动的试验体上得到的数据差别显著。
为了测量从自由活动的试验体上得到的心血管数据，在该试验体活动的情况下需要植入装置可以工作，并能够传输数据至该试验体的外部进行处理。该需求带来一些设计问题，尤其是尺寸和电池寿命。详细地说，小尺寸可提供微创装置，长寿命电池降低为更换或充电而进行的外科手术的次数。这种减少外科手术带来的重复创伤和手术费用的需求是生物植入领域延长电池寿命的需求的主要原因。当延及应用于人体试验时，这些关注点也更加凸显。
许多装置已被开发用于测量活体中的生理压力，如美国专利第4,796,641号、第4,846,191号及第6,033,366号中所记载的装置。这些装置中包含有具有压力传感器的导管，该导管被插入有生理压力的试验体内的某一区域，如动脉。该传感器包括填充有压力传输流体的压力传输导管。另一压力传感器与流体相通，以提供表示生理压力变化的电压信号，该电压信号可传送至试验体的外部。这些装置仅仅关注压力测量，且使用流体填充导管会导致不需要的频率响应特性并可能显示压头(head pressure)的假象。
其它装置，如美国专利第6,409,674号中所记载的装置，其提供固定在活体的左心室内壁上的植入式传感器。该传感器从心脏获取数据并传输至外部数据接收器。这种装置仅注重单一参数的测量，特别是图示测量压力。
业界存在对可获取更全面的心脏血管数据的植入式数据获取装置的需求，以带来更小的创伤及更长的电池寿命。
因此，本发明的一个目的为消除或减轻至少一个上述不足之处。
发明内容
一方面，本发明提供一种监测活的生物体的心脏的方法，包括以下步骤：放置感测端在上述心脏的腔室内，该感测端包括压力感测装置和容积感测装置；分别利用上述压力测量装置和容积测量装置获得上述腔室内的压力测量结果和体积测量结果；传输上述测量结果至传输装置；以及无线传输上述测量结果的电性表示至接收装置，该电性表示用于监测上述心脏。
另一方面，本发明提供一种监测活的生物体的心脏的系统，包括：感测端，置于上述心脏的腔室内并穿过该心脏，该感测端包括压力感测装置和容积感测装置，该压力感测装置适于获得该腔室内的压力测量结果，该容积感测装置适于获得该腔室内的容积测量结果，且该感测端适于传输该测量结果；传输装置，自上述感测端接收上述测量结果，该传输装置适于无线传输上述测量结果的电性表示；以及接收站，以接收上述电性表示，上述电性表示被用于监测上述心脏。
又一方面，本发明提供一种获得心脏内心电图信号的方法，包括以下步骤：测量活的生物体内心脏腔室的电导信号，该电导信号表征该腔室的容积；调整上述电导信号以从上述电导信号的电导部分中分离出包含心电图信号的噪声部分；以及从上述噪声部分中提取上述心电图信号。
附图说明
下文将结合以下附图以示例的方式对本发明的一个实施例进行描述，其中：
图1描绘了一种无线心血管数据获取系统。
图2为图1中所示的系统的示意图。
图3为图1中所示的心脏的局部放大视图。
图4a为图2中所示的压力感测装置的局部平面视图。
图4b为图4a中所示的压力感测装置沿B-B方向的截面视图。
图5为该压力传感器的电路示意图。
图6为图2中所示的传输器处理模组的示意图。
图7为图2中所示的接收器处理模组的示意图。
图8为图6中所示的时间控制器的时间示意图。
图9为获取和传输过程的流程图。
图10为图3中所示的感测端的另一实施例。
具体实施方式
请参阅图1，标号10表示一种无线心血管数据获取系统的一个实施例。该系统10用于测量身体14内的心脏12的物理参数。该心脏12和身体14构成活的生物体的一部分，例如转基因老鼠或人类。该心脏12包括心脏腔室，在本示例中以左心室16为例，该左心室16通过心脏瓣膜18与身体14部分相通。感测端22由瓣膜18插入左心室16内，其具有通向传输装置20的通讯路径24。该传输装置20被植入身体14的某一部分15，在本示例中其位于心脏12的外部。在图1所示的示例中，该部分15靠近身体的锁骨。应当了解，该传输装置20可被置于任何需要的地方，如心脏12或心脏腔室(即左心室16)内。
该传输装置20无线传输数据至接收装置26，该接收装置26在本示例中附着于身体14外部的带子27上。如图1所示，该接收装置26可将数据显示在屏幕28，且可包括键盘30以用于在不同的画面之间转换。图2为该系统10的示意图。
请参阅图2，该路径24传输由感测端22获取的数据至传输装置20内的传输器处理模组32。该传输装置20由电池34供电，并具有传输器36。本领域的技术应当知道，使用电池34仅为示例性目的，且可使用任何其它适合供电给传输装置20的装置，例如电能收集(将周围的能量转换为电能)或射频(RadioFrequency，RF)能量传输(能量通过射频信号由外部传送至传输装置20)。
由于处理模组32更宜植入身体14内，经由传输器36发送的信号在到达外界前需穿过身体组织。不同的身体材料对射频信号的衰减通常很大程度上取决于频率。因此，需选择能减小传输信号衰减的传输器36。由于频率越低，穿透深度越深，因此通常采用低频来传输信号更佳。然而，频率越低，波长越长，接收端的天线也随之越长。因此，需根据特定的应用来选择平衡这些需求的传输器36。一个达到上述平衡的适合频率为40兆赫兹(MHz)。传输器36所消耗的能量需被考虑在内，使得在保存能量的同时其可在接收端被如实地检测到。
该传输装置20通过接收器40与接收装置26无线通讯。该接收装置26具有接收器处理模组38，用于处理从传输装置20处接收到的数据。该接收装置26由电池42或其它适合的交流、直流电源(图未示)供电。该接收装置26具有一系列为感测端22获取的测量结果提供电性表示的信号(44-50)，包括压力信号44、容积信号46、温度信号48和心电图信号(ECG)50。
在图2中所示的这些信号在处理模组38的外部并连通至外部运算装置52，该运算装置52上连接有模/数(A/D)转换器54。然而，应当知道，该A/D转换器54可包含在接收器处理模组38或传输器处理模组32内，且运算装置52可由任何其它适合的装置替代，例如由接收器处理模组38提供的处理能力。接收装置26、运算装置52和/或A/D转换器54之间通讯连接可为任何有线或无线通讯渠道实现，如使用蓝牙技术。
外置或内置于接收装置26的该运算装置52，可为任何能够获取数据并与接收器处理模组38通讯的装置。图2所示的示例中，该运算装置52为标准个人电脑(Personal Computer，PC)，具有显示器、中央处理器(CPU)、键盘和鼠标。
图3中更详细地表示了该感测端22。该感测端22具有圆形端70实现穿过心脏瓣膜使用。在本示例中，沿感测端22外圆周设置的近端电极62和远端电极60在一对内电极64和66、压力感测装置68及温度感测装置69的两侧。电极60、62、64和66用于测量左心室16内的血液容积，且在此共同使用容积感测装置67来表示。近端电极62传输信号，远端电极60接收该信号以在左心室16内产生电场。内电极64、66感测该电场以执行表示左心室16内的容积的电导测量。内电极64、66可概念性地模拟成一个“电阻器”任一侧的探针，其中该“电阻器”代表左心室16内血液的电阻率，内电极64、66设置成用以测量该“电阻器”两端的电势。容积测量和/或容积信号也可分别称为电导测量和/或电导信号，且应当了解该术语可互换。
该压力感测装置68用于感测左心房16内血液的压力。该温度感测装置69用于感测身体14的温度，因为到处的温度基本一致。该温度感测装置69更宜包含热敏电阻或其等效元件。该容积感测装置67、压力感测装置68和温度感测装置69通过传输路径24传输数据至传输装置20，因此该路径通常有一些导线以实现由感测端22至传输装置20的数据传输。该路径24的长度取决于该传输装置20相对心脏12的位置。
尽管图3中所示的温度感测装置69为该感测端22的一部分，应当了解该装置69可置于身体14中任何能够实现感测身体14内的温度的位置，且可置于心脏12内或外。
图4a和4b中示出感测端22的一个实施例。应当了解，感测端22的相对尺寸被放大仅为说明的目的。该压力感测装置68可为任何能够检测压力的装置。在本示例中，该压力感测装置68包括压阻式变形传感器(PiezoresistiveDeflection Sensor)，确切地说，悬臂型传感器臂80，其具有附着在感测端22的壳体上的基部82。感测端22的基部窗85使得该臂80的基部感受外部压力，且端部窗86使该臂80的端部能感受外部压力。密封层88阻止该臂80与周围环境直接接触。然而，在周围血液压力的变化时，该密封层88允许外部压力影响该臂80使之产生弯曲。在图4b中可看出，电线从感测装置67、68、69延伸到传输路径24。
该臂80的一种实现方式如图5中所示，其为安装有两个电阻器Rx1、Rx2的应变式传感器。当该臂80在压力的作用下发生弯曲时，这些电阻器的电阻逆向变化。亦即，电阻器其中之一的电阻增加，同时另一电阻器的电阻减小。从而，其相应的电路可设计成全差分结构(Fully Differential Architecture)，与单端结构(Single Ended Architecture)相比可提供更高的信噪比(Signalto Noise Ratio，SNR)。
以下列出该压力感测装置68的适用规格，但不应作为限定：每一电阻器Rx1、Rx2的标称电阻(Nominal Resistance)为10,000欧姆；应变系数(GaugeFactor)为70～80；电阻器总制造公差(Total Resistor Manufacturing Tolerance)为+/-10～15％；电阻器间最大电阻值不匹配度(Maximum Resistance ValueMismatch)为2.4％；电阻温度系数(Temperature Coefficient ofResistance)为+5％/100华氏度(°F)；击穿电压(Breakdown Voltage)为20V。
这些规格的举例说明了该压力感测装置68通常可能存在非理想状况，当设计其电路时最好解决这些问题。例如，电阻器Rx1、Rx2的电阻很可能不相等。这可能在输出端产生一定偏移。此外，由于电阻器Rx1、Rx2的电阻为与温度有关的参数，电阻温度系数(Temperature Coefficient of Resistance，TCR)可能因不匹配而产生偏移。因此，即使在某一温度下该偏移被消除，在另一温度下该偏移不一定为零。最后，应变系数的温度系数(Temperature Coefficient ofGauge Factor，TCGF)使得该压力感测装置68的增益受温度影响。
上述参数为典型的测量错误源。因此，该压力感测装置68的输出可能存在一些偏移误差，且受温度影响。为了补偿上述参数，典型地采用信号调整方案。在图5所示的示例中，采用惠斯通电桥(Wheatstone Bridge)结构利用两个电流源I1、I2来测量电阻变化。
如上所述，电阻器Rx1、Rx2逆向变化，是心脏内张力或等效血压的函数：Rx1＝R01(1+GF.x)及Rx2＝R02(1+GF.x)；其中R01和R02表示在零张力时传感器电阻，GF表示该感测装置68的应变系数，x表示张力。两个电流源I1、I2完成了该电桥的构建，且更宜整合于图5中所示的处理模组32中。为了抵偿电阻器不匹配TCR和TCGF，需满足以下等式：R02I02-R01I01＝0及TCI＝-(TCR+TCGF)；其中TCI表示电流源的温度系数，R01和R02表示参考温度下的电阻值，I1和I2表示参考温度下两电流源的电流。用于实现处理模组32的技术应当能够实现具有任何特定温度系数的电流源，且该电流源更宜设计成具有尽可能低的供电电压敏感度。
传输器处理模组32的模块图如图6中所示。该模组32包括由定时控制器94所控制的感测模块90和传输模块92。连接到传输器处理模组32上的电池34可由开关96来控制。电池34更宜为具有合适尺寸和尽可能长寿命的微型电池。一种适合的电池规格为180毫安时(mAh)，重2.3克，直流1.5伏，体积0.57立方厘米。该开关96可为，如磁控或无线电控制，即能够控制从电池34输送到该传输器处理模组32的主电源的任何适合的装置。在定时控制器94和开关96之间设置有调压器98，以提供调节后的电压给定时控制器来控制感测模块90和传输模块92。根据上述电池规格，一个适合的调节后的电压为1伏输出电压。
该感测模块90包括电源模块100(上述电源I1和I2)来补偿压力感测装置68的传感器的非理想因素，且是该压力感测装置68的温度补偿的根据。该感测模块90还包括电导电流源102以利用电极60、62产生电场，以及温度感测装置69的热敏电阻电流源104，该热敏电阻电流源104宜包括高阻热敏电阻以减小电耗。这些电流源(100-104)的输出经由路径24送至感测端22。
由感测装置67、68、69获得的检测结果通过路径24送回给感测模块90。该温度信号经由放大器106放大并通过采样保持元件112进行采样和保持以传输。类似地，压力信号输送给放大器110和采样保持元件116，容积信号输送给放大器108和采样保持元件114。优选采用放大器106、108、110获得更好的信号保真度。当定时控制器94将电源从感测模块90切换到传输模块92时，该采样保持元件112、114、116保持信号采样。
该传输模块92具有多路复用器118(MUX)和压控振荡器(VoltageControlled Oscillator，VCO)120。该多路复用器118读取来自模块112-116的采样并使用压控振荡器120排列信号以传输。例如，该多路复用器118可以连续顺序排列信号以传输。该压控振荡器120连接至天线121，并与其共同构成图2中所示的传输器36。一个适合的压控振荡器120为考毕兹(Colpitts)式振荡器，其消耗的平均电流为32微安(μA)。该天线121更宜与该压控振荡器120的频率确定电感(Frequency Determining Inductor)并联，且更宜作为传输频率42兆赫兹(MHz)的调频(FM)传输器。
接收器处理模组38的模块图如图7中所示。该模组38包括连接至接收装置26的接收器40的解复用器122。该解复用器122分离经传输器36传输并由接收器40接收到的信号。如果信号以模拟信号传输，该解复用器122将接收到的信号分离成单独的模拟信号，且在这个示例中提供三种单独的信号，即温度信号124、压力信号126和容积信号128。该温度信号124可立即作为输出48输出，且压力信号126可立即作为输出44以进一步处理和/或传输给运算装置52。应当了解，该模组38也可进一步包括内部元件以处理和分析信号124、126、128，如为了显示的目的。此外，该模组38可包括报警器或其它装置以通知该接收装置26的佩带者非正常的心脏状态。该显示器28也可用于与另外的处理结合以输出心脏参数或运算后的表征心脏健康状况的指数。
该容积信号128可通过缓冲器129发送，且作为输出46输出。该容积信号128也可在模块130处捕获以进一步处理提取ECG信号。该初步信号130宜用模数(A/D)转换器132进行转换，使得在保存原始信号完整性的同时实现信号处理。应当了解，如果接收到的信号已经转换为数字信号，该模数转换器132将不需要。该模数转换器132具有两个相同的输出，其中之一输入至数字信号处理器(DSP)134。该数字信号处理器134用于从容积信号中清除ECG信号，并允许复合信号处理。该ECG信号的提取随后将会详细描述。
数字信号处理器134所产生的信号由反相器136反相。该反相器136也可为该数字信号处理器134的一部分。该模数转换器132的另一输出在缓冲器138内缓冲，反相后的信号和缓冲后的信号在加和器140处加总以产生ECG信号142，该ECG信号可作为输出45输出。该缓冲器138用于维持原始容积信号和(由数字信号处理器134)数字化处理结果之间的同步性。否则，该数字信号处理器134所造成的延迟将会影响加和器140的结果。该加和器140将两个容积信号相加，由于其中之一已被反相，该容积信号的电导部分将去除，剩下的信号代表ECG信号142。
为了节能，该感测模块90和该传输模块92利用定时控制器94可选择性地供电。图8中所示的时序图表示定时控制器94的执行过程。周期T代表整个系统10的监控循环周期，包括测量和传输。确切地说，T1表示感测模块90被加电以获得需要的测量结果和采样保持信号的周期，T2表示传输模块92被加电以执行从传输装置20到接收装置26的数据传输的周期。
例如，一个2千赫兹(kHz)的取样率提供500毫秒的取样和数据传输周期T。如果获取周期T2为20毫秒，传输周期T3为50毫秒，每一循环周期中存在430毫秒的时间，其间感测模块90或传输模块92处于等待状态。定时控制器94使用该配时方案来可选择地关闭未被使用的感测模块90或传输模块92以节能，从而可延长电池的使用寿命。
使用节能的配时方案可带来另一好处，即降低噪声。确切地说，由于感测模块90被加电的同时传输模块92未被加电，传输器36不会受信号调整所产生的噪声的影响，且相反地，感测电路(模块90)不会受到来自传输器36的噪声的影响。在一个周期的末尾与另一周期的开始之间留出一个10毫秒的周期T3，如此设置能够稳定电路。
因此，在感测模块90执行其相应功能时，由于传输模块92通常不能传输尚未收集的数据，该传输模块92势必也在浪费能源。如果该传输模块92在其不需要的时候关闭，能量不被消耗从而得以节省。类似地，在传输器36发送之前的采样的同时，该感测模块90通常不加和任何数据，且因此不需要在该时段内消耗能量。
图9表示系统10在一个完整的循环周期T内所执行的步骤示例及随后的接收装置26的处理的流程图。该感测模块90被加电，使得电流源驱动测量装置67、68、69并得到测量结果。这些测量结果随后被放大及采样保持。该感测模块90之后被“断电”，且传输模块92被“加电”，其中这些步骤之间的时间间隔由上述的T3表示。一旦传输模块92被加电，多路复用器118随即能够得到储存在采样保持元件112-116中的信号，并将这些信号合并传输。在本实施例中，该多路复用器118宜将这些信号以解复用器122已知的某一特定顺序排列信号，解复用器122可在其接收端依照该特定顺序分离信号。
该多路复用器118将“合并后”的信号传送至压控振荡器120，压控振荡器120利用天线将“合并后”的信号传输至接收装置26。在此时，一个完整的测量循环周期执行完毕，已被传输的信号继续到达接收装置26以进行进一步的处理和/或输出。该传输装置20可按需要重复此循环周期。
该接收装置26接收来自接收器40的“合并后”的信号。该信号传送至解复用器122，分离成各个组分。该温度信号和压力信号124、126分别可作为输出或由模组38进一步处理。该容积信号128可缓冲并输出在46处，且也可用来提取ECG信号142和提供输出45。下文将结合图7中的功能模块进行详细说明如何从原始容积信号128中提取ECG信号142。
如上所述，利用容积感测装置67获取的电导或容积信号128用于提取ECG信号142。
利用容积电极67获取的电导信号包含左心室16中的血液的电导值、该系统产生或环境中的任何噪声及ECG信号142，该ECG信号作为环境噪声的一个构成被挑选出来。如上文所述，在本实施例中，原始信号被收集并传输，如以无需任何信号调整的合并后的模拟波形，给接收装置26。当合并后的信号被接收装置26接收后，单独的压力、容积和温度信号被分离出来，并且容积信号128中的各种成分开始被分离出来(在130处)。
电导信号128为电极60、62所产生的从心脏定点到颈动脉的电场的结果。由于电导环(Conductance Ring)的心肌接触，产生的电导信号也将携带ECG信号。利用信号调整和过滤来消除环境和ECG噪声成分以提取电导信号128为常见做法。在本实施例中，信号调整不仅被用于去除噪声中的ECG成分以提取电导信号，而且也用于单独调整ECG信号142以去除该信号中的电导部分。其结果为，可在无需引入任何额外的仪器到左心室16的情况下收集ECG信号142。因此，该感测端22可使用单一装置得到更彻底的心脏分析。
一旦130获取到信号，处理模组中的模数转换器132将原始信号转换为数字信号并传送给每一ECG数字信号处理器和缓冲器138。一旦信号被各自处理后，其被加和并产生最终的ECG信号142。
在另一实施例中，容积感测装置67包括许多内电极环，例如图10中所示的4个。由于最佳的电导测量的执行需沿整个左心室16长度方向传输且不同的生物体心脏12的大小不同，因此可能希望整合多套内电极环对。图10中同时提供了图3中所示的左心室16及虚线所示的更小生物体的左心室1016。电极对164、166与上述电极对64、66相类似，然而感测端22此时包括电极对168、170，电极对172、174和电极对176、178，这些电极对逐渐靠近且外电极对60、62之间。
在这个实施例中，任一电极环可选择性地作为传输环，但通常，电极60将留作接收电极。在图10所示的示例中，电极170可作为左心室1016的最佳传输电极，且内部感测电极对将包括电极164、174。因此，根据左心室(16或1016)的不同尺寸，许多接收和感测电极的配置方案可被选择以获得最佳的电导信号。
因此，系统10通过测量心脏腔室(左心室16更佳)的压力和容积实现活的生物体中的心脏的监测。利用单一感测端22获取压力和容积的测量结果，并传送给传输装置20以被无线传输到接收装置26，其中监测结果用于监测心脏。该系统10也可整合温度检测结果，与容积和压力测量结果一同提供更多的监测数据。该系统10也可从容积测量结果中提取ECG信号。这允许监测多达四个信号，可用于判断心脏健康状况。
除了紧凑设计外，该系统也可整合节能的配时方案，以减少每一获取循环周期所需要的能量，因而增加传输装置20的运行寿命。
尽管本发明已通过某些具体的实施例来描述，但本领域的技术人员应当了解在不脱离本发明的精神与本发明的权利要求所记载的范围的前提下可作出各种修改。

Claims (27)

1.一种操作感测端(22)的方法，包括以下步骤：
与位于心脏腔室(16)内的该感测端(22)建立联系，该感测端(22)包括压力感测装置(68)和容积感测装置(67)；
分别利用上述压力感测装置(68)和容积感测装置(67)获得上述心脏腔室(16)内的压力测量结果和容积测量结果；
传输上述测量结果至传输装置(20)；以及
无线传输上述测量结果的电性表示至接收装置(26)，该电性表示用于监测上述心脏腔室(16)内的状态，
其特征在于，
所述压力感测装置(68)包括应变式传感器，该应变式传感器上安装有两个电阻器，使得当该应变式传感器在压力的作用下发生弯曲时，这两个电阻器的电阻逆向变化；其中，获得所述压力测量结果的步骤包括使用信号调整方案对因这两个电阻器的电阻温度系数造成的这两个电阻器之间的不匹配而产生的输出偏移进行补偿。
2.如权利要求1所述的方法，其中上述传输装置(20)被置于上述心脏腔室(16)的外部。
3.如权利要求1或2所述的方法，其中上述感测端(22)沿上述心脏腔室(16)的整个纵轴方向延伸。
4.如权利要求1或2所述的方法，其中上述压力感测装置(68)包括置于上述感测端(22)上的压阻式偏转传感器(80)，上述压力测量结果由感测该压阻式偏转传感器(80)的挠度得到。
5.如权利要求1或2所述的方法，其中上述容积感测装置(67)包括第一组电极(60、62)以及至少一组内电极(64、66)，该第一组电极(60、62)用于传输和接收穿过上述腔室(16)的电信号，该第一组电极(60、62)被置于上述感测端(22)的两相对端部并在上述压力感测装置(68)的两侧；该至少一组内电极(64、66)用于感测上述第一组电极(60、62)传输并接收到的电信号以获得上述容积测量结果，该至少一组内电极(64、66)在上述压力感测装置(68)两侧并分别置于上述第一组电极(60、62)中的对应电极和上述压力感测装置(68)之间。
6.如权利要求1或2所述的方法，进一步包括以下步骤：传输上述电性表示至运算装置(52)。
7.如权利要求1或2所述的方法，其中上述传输装置(20)通过获得能量供给而进行操作以实现持续监测。
8.如权利要求1或2所述的方法，进一步包括以下步骤：使用温度感测装置(69)获得内部温度测量结果；传输该温度测量结果至上述传输装置(20)；以及传输该温度测量结果的电性表示至上述接收装置(26)。
9.如权利要求1或2所述的方法，进一步包括从上述容积测量结果中获得心电图测量结果的步骤，其中获得上述心电图测量结果是通过调整上述容积测量结果以从上述容积测量结果的电导部分中分离出包含上述心电图测量结果的噪声部分并从该噪声部分提取该心电图测量结果的方式来实现的。
10.如权利要求1或2所述的方法，其中所述信号调整方案使用惠斯通电桥结构来测量电阻变化，其中所述惠斯通电桥包括这两个电阻以及两个电流源。
11.如权利要求10所述的方法，其中上述两个电流源被选择成使得这两个电流源的温度系数可抵消上述两个电阻器的电阻温度系数和上述压力感测装置(68)的应变系数的温度系数之和。
12.如权利要求1所述的方法，其中上述容积感测装置(67)包括近端电极(62)、远端电极(60)以及多个内电极对(164/166、168/170、172/174、176/178)，其中所述近端电极(62)和远端电极(60)位于这些内电极对的两侧；获得上述容积测量结果包括：根据所述腔室的大小选择所述近端电极(62)或者选择其中一对上述电极对(164/166、168/170、172/174、176/178)中的一个电极用于传输和接收穿过所述腔室的电信号，以及从上述多个内电极对(164/166、168/170、172/174、176/178)的其余电极中选择第二组电极用于感测上述电信号以获得上述容积测量结果。
13.一种监测活的生物体的心脏的感测系统，所述系统包括：
感测端(22)，用于放置于上述心脏的腔室(16)内且穿过所述腔室(16)，所述感测端(22)包括：
压力感测装置(68)和传输装置(20)；
所述传输装置(20)用于接收来自所述感测端(22)的压力测量结果，所述传输装置(20)可操作以无线传输上述测量结果的电性表示至接收装置(26)；
其特征在于，
所述压力感测装置(68)包括应变式传感器，该应变式传感器上安装有两个电阻器，使得当该应变式传感器在压力的作用下发生弯曲时，这两个电阻器的电阻逆向变化；
所述压力感测装置(68)可操作以获得上述腔室(16)内的压力测量结果，其中，所述压力测量结果是通过使用信号调整方案对因这两个电阻器的电阻温度系数造成的这两个电阻器之间的不匹配而产生的输出偏移进行补偿而获得的。
14.如权利要求13所述的系统，其中所述感测端(22)还包括用以获得所述腔室(16)内的容积测量结果的容积感测装置(67)，所述传输装置(20)可操作以接收所述容积测量结果并传输所述容积测量结果的电性表示至所述接收装置(26)。
15.如权利要求13或14所述的系统，其中上述传输装置(20)位于上述心脏的外部。
16.如权利要求13或14所述的系统，还包括处理器，所述处理器与所述接收装置(26)通信以分析上述电性表示以产生表征上述心脏的健康状况的数据。
17.如权利要求13或14所述的系统，其中上述数据为由上述处理器基于上述电性表示运算得到的指数。
18.如权利要求13或14所述的系统，其中上述接收装置(26)包括用于显示上述数据的显示装置。
19.如权利要求13或14所述的系统，其中上述感测端(22)沿上述腔室(16)的整个纵轴方向延伸。
20.如权利要求13或14所述的系统，其中上述压力感测装置(68)包括置于上述感测端(22)上的压阻式偏转传感器(80)，上述压力测量结果由感测该压阻式偏转传感器(80)的挠度得到。
21.如权利要求14所述的系统，其中上述容积感测装置(67)包括第一组电极(60、62)和至少一组内电极(64、66)，该第一组电极(60、62)用于传输和接收穿过上述腔室(16)的电信号，该第一组电极(60、62)被置于上述感测端(22)的两相对端部并在上述压力感测装置(68)的两侧；该至少一组内电极(64、66)用于感测上述第一组电极(60、62)传输并接收到的电信号以获得上述容积测量结果，该至少一组内电极(64、66)在上述压力感测装置(68)两侧并分别置于上述第一组电极((60、62))中的对应电极和上述压力感测装置(68)之间。
22.如权利要求13或14所述的系统，其中所述系统包括模数转换器，上述电性表示是模拟的，所述系统可操作以使用所述模数转换器将所述电性表示从模拟转换为数字的。
23.如权利要求13或14所述的系统，还包括用以获得内部温度测量结果的温度感测装置(69)，所述系统(10)可操作以传输该温度测量结果至上述传输装置(20)，上述传输装置(20)可操作以传输该温度测量结果的电性表示至上述接收装置(26)。
24.如权利要求13或14所述的系统，还包括处理器，所述处理器可操作以从上述容积测量结果中获得心电图测量结果，其中获得上述心电图测量结果是通过调整上述容积测量结果以从上述容积测量结果的电导部分中分离出包含上述心电图测量结果的噪声部分并从该噪声部分提取该心电图测量结果的方式来实现的。
25.如权利要求13或14所述的系统，其中所述信号调整方案使用惠斯通电桥结构来测量电阻变化，其中所述惠斯通电桥包括这两个电阻以及两个电流源。
26.如权利要求25所述的系统，其中上述两个电流源被选择成使得该两个电流源的温度系数可抵消上述两个电阻器的电阻温度系数和上述压力感测装置(68)的应变系数的温度系数之和。
27.如权利要求14所述的系统，其中上述容积感测装置(67)包括近端电极(62)、远端电极(60)以及多个内电极对(164/166、168/170、172/174、176/178)，其中所述近端电极(62)和远端电极(60)位于这些内电极对的两侧；获得上述容积测量结果包括：根据所述腔室的大小选择所述近端电极(62)或者选择其中一对上述电极对(164/166、168/170、172/174、176/178)中的一个电极用于传输和接收穿过所述腔室的电信号，以及从上述多个内电极对(164/166、168/170、172/174、176/178)的其余电极中选择第二组电极用于感测上述电信号以获得上述容积测量结果。
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