用于测量血液流动和脉搏率的超声波监测器相关发明的交叉参者本非临时申请案涉及以下专利申请案：2003年l月15日申请的第10/346,296号美国专利申请案；2004年7月14日申请的第10/758,608号美国专利申请案，其又是2003年1月15 日申请的第10/346,296号母案非临时专利申请案的部分接续申请案；和与本申请案同日申请的题为"GEL PAD FOR USE WITH AN ULTRASONIC MONITOR"的第10/991,115号美国专利申请案，其发明者是Thomas Ying-Ching Lo、 Rong Jong Chang，代理人案号为SALU-01003US0，以上所有专利申请案的全文以引用 的方式并入本文中。 技术领域本发明涉及用于测量活体受检者的心率和脉搏率的超声波监测器。 背景技术测量活体受检者的心率和脉搏率已成为身体锻炼和健康监测中颇有价值的工具。脉 搏率是通过计算受检者的动脉脉动速率而测量的。心率是通过基于心电图（例如，EKG 和ECG)感应心脏的电活动而测量的。想要增加耐力或行为的个体可能希望在维持靶心 率的同时进行锻炼。相反，有心脏病或其它与心脏有关的病症史的受检者应避免超出某 一心率或脉搏率以减少对其心脏不必要的应力。受检者的心率与脉搏率是相关的。心率可定义为特定时间周期内心脏收縮的次数， 通常以每分钟的搏动来定义。脉搏定义为由于通过心脏收缩而被迫通过脉管的血液量增 加而产生的脉管的有节奏的扩张。由于心脏收缩通常产生可测量为脉搏的血液量，所以 心率与脉搏率理想地是相同的。然而，在不规律的心搏或过早心搏期间，脉搏率可能不 同于心率。在此情况下，心脏收縮不会迫使足够的血液通过血管以致可以被测量为脉搏。需要连续心率读数的大多数受检者选择需要胸带的监测器。尽管它连续地提供心 率，但胸带较笨重且通常佩带不便。除了胸带解决方案外，便携式患者监测器（例如， 生命征象监测器、胎儿监测器）可对受检者执行例如心律失常分析、药物剂量计算、ECG 波形级联等测量功能。然而，这些监测器通常相当大且通过令人不舒适的引线而附接到 受检者。

腕部的桡动脉较浅的深度提供用于在腕部实现连续脉搏检测的许多优点。监测腕部 的压力脉冲的现有传感器并不有效。压力脉冲由于动脉与传感器之间的组织而衰减。大 多数高频率信号分量由于这种衰减而丢失。另外，肌肉运动可能在压力传感器处产生大 量噪音。低频率噪音信号使可靠地识别低频率血压脉冲非常困难。开发了使用声纳技术的超声波监测器来克服噪音信号问题。超声波监测器传输超声 波能量作为脉冲信号。当电源驱动换能器元件（例如，压电晶体）以产生脉冲信号时， 在所有方向（包含待测量对象（例如血管）的方向）上产生超声波脉冲信号。超声波脉 冲信号的到达脉管的部分接着被脉管反射。当血管经历运动（例如，由于来自心脏收縮 的血液流动而导致的扩张）时，所反射的脉冲信号经历频率偏移，也称为多普勒频移 (Doppler shift )。当超声波信号源或雷达信号的观察者处于运动中时，将导致频率明显偏移。这称为 多普勒效应（Doppler effect)。如果R是从超声波监测器到血管的距离，那么超声波监 测器与目标之间的双向路径中含有的波长X的总数目为2R/X。假定将以相同单位测量距 离R和波长X。由于一个波长对应于2兀弧度的角偏移（angular excursion),所以电磁波 在其往返通过血管期间所形成的总角偏移①为4;rR/人弧度。当血管经历运动时，R和相 位cp连续不断地变化。cD相对于时间的变化等于频率。其为多普勒角频率wd，由下式给定：formula see original document page 6其中，力是多普勒频率偏移，且V,是目标相对于超声波监测器的相对（或径向） 速度。因此，频率偏移的量与反射信号的移动对象的速度有关。因此，对于心率监测器应 用来说，血液通过血管的流动速率或流动速度与所反射的信号的多普勒频移的量有关。可使用压电晶体作为功率产生器和信号检测器两者。在此情况下，以脉冲模式发射 超声波能量。在输出电源被切断之后，所反射的信号接着由同一晶体接收。接收所反射 的信号所需的时间取决于所述源与对象之间的距离。使用单个晶体来测量心率由于源与 对象之间的距离较短而需要高速功率切换。另外，肌肉运动产生损害系统中的信噪比的 反射。肌肉运动噪音的频率范围类似于从血管壁运动中检测到的频率偏移。因此，用这 种方法测定心率非常困难。然而，这种途径的优点是低成本和低功率消耗。在一些超声波信号系统中，使用两个压电元件来连续测量脉搏。所述两个元件定位 在底板（baseplate)上，与血液方向成某一角度。在连续脉搏率测量过程中，由于血液

流动而产生的多普勒频移的频率高于由于肌电伪迹（muscle artifact)或组织运动而产生 的偏移的频率。因此，即使肌肉运动引发的信号具有较大振幅，其可通过高通滤波器而 去除以保留较高频率的血流信号。连续模式逊于脉冲模式的缺点是较高成本和较多功率 消耗。此项技术中已知若干种安装在腕部的超声波监测器装置。然而，超声波信号倾向于 在不同密度的两个媒介的界面处衍射并衰减。因此，媒介中或监测器与受检者皮肤之间 的空气使超声波能量传输不可靠。现有的超声波监测器需要在换能器模块与活体受检者 之间施加水或含水凝胶以消除任何气隙。因为水和含水凝胶均在露天快速蒸发，所以其 并非可行的解决方案。Lo等人的第10/758,608号美国专利申请案、第20040167409号美国专利申请案揭 示了使用热塑性和热固性凝胶作为超声波信号的传输媒介以克服与水和含水凝胶解决 方案相关联的问题。在第6,716,169号美国专利中，Muramatsu等人揭示了以硅凝胶（一 种热固性凝胶）为主的软接触层作为超声波信号传输的媒介。这些凝胶主要由截留在轻 微交联弹性体网络中的大量非蒸发（在周围条件下）液体稀释液组成。这些交联网络的 性质可为物理的（例如，在热塑性凝胶中）或其性质可为化学的（例如，热固性凝胶）。两种凝胶类型均具有不足之处。第一，液体稀释液尽管截留在弹性体网络中，但仍 可能在较长时段的接触后扩散到使用者的皮肤中。由于硅凝胶使用硅油作为稀释液，所 以硅凝胶的扩散是关系到健康的重要问题。因此，需要具有一种防止油扩散到活体受检 者中的凝胶设计。第二，这些已知方法的软凝胶难以处理。尽管较软的凝胶允许与皮肤 较好地接触并形成较好的超声波传输，但软凝胶较软弱且难以处理。极其需要具有一种 易于处理但仍保持良好的超声波传输的凝胶设计。第三，已知现有技术系统的凝胶容易 聚集污垢。凝胶表面上的污垢导致与皮肤的接触不良并影响超声波传输。发射换能器的效率是佩带于腕部的心率监测器和其它小型心率监测器的重要特征。 发射换能器进行的超声波信号发射可通过使用反射体而变得更有效。可通过在换能器的 一个或一个以上侧部使用反射体来反射从目标产生出的发射信号。 一些心率监测器包含 泡沫物质，其在压电晶体下方具有气孔。如图1所说明，泡沫层120可放置在超声波模 块110内处于换能器130和140下方。泡沬材料气孔部分地抑制超声能量穿透并提供相 当有效的超声信号反射。利用这种泡沫背衬，导向泡沫的一些超声波信号被朝向所需方 向反射。并入泡沫层的缺点是，其是在制造期间手动安装的。其它现有系统通过在底板 上用沟道使两个压电晶体分离来增加效率。这将换能器之间的串扰减小到某一程度，但 不能消除由底板引起的负载或阻尼效应。

需要一种改进的心率监测器，其通过传输媒介来提供连续的心率读数，所述传输媒 介使换能器与活体受检者之间的气隙最小。所述传输媒介不应在监测期间变干，留下令 人不舒适的湿膜，或易于积聚污垢。还需要一种更具有功率效益但生产起来较便宜的超 声波监测器。发明内容概括地说，本发明涉及超声波监测器。所述超声波监测器在活体受检者体外使用超 声波信号来测量活体受检者的身体内部的运动。所述运动可以是心搏收縮、流动血液或 血管本身的运动。根据从这些运动收集到的信息，监测器内的电子元件可测定活体受检 者的血液流动速率、心率或脉搏率。在一个实施例中，将监测器构建在电路板（例如，印刷电路板（PCB))上。通过构 建在PCB上，监测器系统可集成至非常小的占用面积。这实现了一种功率要求比现有系 统低得多的非常有效的系统。将一对换能器直接安装到PCB。这与换能器附接到某一支 撑结构（例如，玻璃底板）藉此引起信号负载的先前实施方案相比产生较高的效率。PCB可用于构建超声信号反射层。在一个实施例中，去除PCB外层的一部分以形 成气隙部分。所述气隙部分作用是反射超声信号。发射换能器在气隙上方安装到PCB。 当被驱动时，发射晶体产生除了朝向目标的所需方向外还朝向PCB行进的超声信号。最 初发射的超声信号的朝向PCB行进的部分由薄气隙反射离开PCB并朝向既定目标反射。在一些实施例中，使用多层凝胶垫在超声波监测器与受检者的皮肤之间传输超声波 信号。所述凝胶垫包含粘合到隔膜层的凝胶层。可将隔膜层施加到凝胶层的一个或一个 以上表面并防止凝胶层内的稀释液溢出。这在凝胶包含不希望与活体受检者或其它表面 接触的元素时是有利的。在另一实施例中，PCB可完全包封在塑料、防水凝胶或两者的组合中。这用于使超 声波监测器系统免受例如污垢、灰尘和水的碎屑的影响。超声波监测器可包含由硬件、软件和/或硬件与软件两者的组合组成的电路。所述电 路对所接收的超声波信号进行解调，如参看图3-5所论述。用于本发明的软件存储在一 个或一个以上处理器可读存储媒介上，所述处理器可读存储媒介包含硬盘驱动器、 CD-ROM、 DVD、光盘、软盘、磁带驱动器、RAM、 ROM，或其它适宜的存储装置。 在替代实施例中，所述软件中的一些或全部可由专门的硬件代替，所述专门的硬件包含 定制集成电路、门阵列、FPGA、 PLD，和专用计算机。 附图说明

图1说明现有技术的超声波监测器的横截面。图2A说明与显示装置实体连接的超声波监测器的一个实施例。 图2B说明与显示装置无线连接的超声波监测器的一个实施例。 图3说明超声波监测器的方框图的一个实施例。 图4说明超声波监测器的操作方法的一个实施例。 图5说明通过超声波监测器执行额外处理的方法的一个实施例。 图6说明PCB上的超声波监测器的透视图的一个实施例，所述PCB具有气隙。 图7说明PCB上的超声波监测器的侧视图的一个实施例，所述PCB具有气隙。 图8A说明PCB上的超声波监测器的透视图的一个实施例，所述PCB具有带有支 撑部件的气隙。图8B说明PCB上的超声波监测器的侧视图的一个实施例，所述PCB具有带有支 撑部件的气隙。图9A说明PCB上的超声波监测器的透视图的一个实施例，所述PCB具有一个由 两个换能器共享的气隙。图9B说明PCB上的超声波监测器的侧视图的一个实施例，所述PCB具有一个由 两个换能器共享的气隙。图9C说明PCB上的超声波监测器的前视图的一个实施例，所述PCB具有一个由 两个换能器共享的气隙。图IO说明凝胶囊（gel pouch)层的一个实施例。图IIA说明凝胶囊的透视图的一个实施例。图IIB说明凝胶囊的侧视图的一个实施例。图12A说明凝胶垫配置的一个实施例。图12B说明凝胶垫配置的一个实施例。图12C说明凝胶垫配置的一个实施例。图13A说明PCB上的超声波监测器的透视图的一个实施例，所述PCB具有模具。图13B说明PCB上的超声波监测器的侧视图的一个实施例，所述PCB具有模具。图14A说明经包封的PCB板的侧视图的一个实施例。图14B说明经包封的PCB板的侧视图的一个实施例。图14C说明经包封的PCB板的侧视图的一个实施例。图15A说明具有经包封的凝胶垫的超声波监测器系统的实施例。图15B说明具有现场附接的凝胶垫的超声波监测器系统的实施例。

具体实施方式概括地说，本发明涉及超声波监测器。所述超声波监测器使用超声波信号来测量活 体受检者的身体内部的运动。所述运动可以是心搏收缩、流动血液或血管本身的运动。 根据从这些运动收集到的信息，监测器内的电子元件可测定活体受检者的血液流动速 率、心率或脉搏率。在一个实施例中，超声波监测器测量通过人体动脉的血流。由于血管扩张（由于血 液运动通过脉管的缘故而引起的扩张）而反射的超声信号的频率范围类似于由于肌电伪 迹和组织运动而引起的噪音的频率范围。由流动的血液本身反射的超声信号的频率范围 高于与肌肉和组织有关的噪音的频率范围。因此，由流动的血液反射的信号比由于血管 本身的扩张而反射的那些信号更易于处理以査明率值。本文中术语超声波和超声可互换使用且指的是频率在约30 KHz与约30 MHz之间 的声波。本文使用的超声波换能器、换能器或换能器元件是用于将声能引入活体受检者 中并从活体受检者中检测反射信号的装置。超声波换能器响应来自驱动装置的电脉冲和 由受检者反射的超声波脉冲。超声波监测器包括电子部分和传输部分。所述电子部分包含如参看图3-5所论述的 发射、接收和处理超声波信号所需的电组件。处理可包含放大、滤波、解调、数字化、 求平方和其它功能（通常为信号处理功能）。可由数字电路全部或部分地执行处理。举 例来说，可使所接收的超声波信号数字化。接着可由数字电路执行本文描述的对所接收 的信号的处理。传输部分包含用作监测器与受检者之间的传输媒介的凝胶垫。凝胶垫定 位成与活体受检者和超声波监测器直接接触。在一个实施例中，本发明的监测器构建在印刷电路板（PCB)上。通过将电路构建 在PCB上，监测器系统有效地集成至非常小的占用面积，且功率要求大大降低。将换能 器直接安装到PCB。PCB可构建超声信号反射层。在一个实施例中，去除PCB外层的一部分以形成气 隙部分。将换能器元件放置在气隙部分上方。当被驱动时，发射晶体产生除了朝向目标 的所需方向外还朝向PCB行进的超声信号。最初发射的超声信号的朝向PCB行进的部 分由薄气隙反射离开PCB并朝向既定目标反射。在一些实施例中，使用多层凝胶垫在超声波监测器与受检者的皮肤之间传输超声波 信号。所述凝胶垫包含粘合到隔膜层的凝胶层。隔膜层防止凝胶层内的稀释液溢出。这 在凝胶包含不希望与活体受检者或其它表面接触的元素时是有利的。

在另一实施例中，可将PCB完全包封在塑料、防水凝胶或两者的组合中。这用于使 超声波监测器系统免受例如污垢、灰尘和水的碎屑的影响。下文更详细地论述这些优点。超声波监测器可与显示器一起实施。图2A说明一个实施例中的佩带在腕部的超声 波监测器系统200。系统200包含超声波监测器模块210、条带220、显示装置230和凝 胶垫240。超声波监测器模块210检测流过受检者的腕部处的桡动脉的血流。接着，将 心率数据直接提供到显示器模块230。在一个实施例中，将连接引线模制成超声波监测 器模块210与显示装置230之间的条带220。超声波监测器也可与远程显示器一起实施。图2B的超声波监测器系统250包含监 测器模块260、附接到监测器模块260的第一条带270、远程显示器模块280，和附接到 远程显示器模块280的第二条带290。超声波监测器模块260检测流过腕部中的桡动脉 的血流。接着，将心率数据提供到远程显示器模块280。监测器260可使用无线发射器 以无线方式将信息传输到远程显示器280。远程显示器260包含用于从监测器260接收 传输的接收器。远程显示器280也可为监视器屏幕或其它装置。超声波监测器模块280 可用粘合剂或凝胶垫附接到身体的另一部分（例如，受检者心脏上方的胸腔）。确定使用何种超声信号频率可取决于所监测的特定对象。腕部提供用于定位监测装 置的便利位置。腕部中桡动脉的相对较浅的焦深（focal depth)要求使用高频率载波信 号。换能器元件的尺寸也影响超声信号频率。较小的机电谐振器以较高频率发射。由高 频率信号驱动的换能器元件与以较低频率操作的那些换能器元件相比往往振动得较快并消耗较多功率。这主要是由于内部损耗的缘故。超声波监测器放大器和解调电路也将 消耗较多功率处理较高频率。图3说明超声波监测器系统300的一个实施例的方框图。超声波监测器系统300包 含微控制器310、连接到微控制器310的发射换能器元件320、接收换能器元件330、连 接到接收换能器330的射频（RF)放大器340、连接到RF放大器340和微控制器310 的混频器350、连接到混频器350的音频放大器360，以及连接到音频放大器360和微 控制器310的带通（BP)滤波器370。超声波监测器系统300可视情况包含连接到微控 制器310的本地显示器380、连接到微控制器310的无线发射器390、从无线发射器390 接收无线信号的无线接收器392，和连接到接收器392的远程显示器394。在一个实施例中，超声波监测器可和与由方框图300表示的系统类似但具有驱动器电路和高通滤波器及低通滤波器的系统一起实施。在此情况下，微控制器以载波信号来驱动驱动器电路。驱动器电路驱动发射换能器以载波频率发射超声波信号。超声波信号

被反射并由接收换能器接收。所接收的信号包含从由换能器发射的信号发生的频率偏 移。所接收的超声波信号由RF放大器电路放大。接着，经放大的超声波信号由混频器 处理，所述混频器解调所接收的信号并产生具有音频范围频率的信号。接着，所得信号 由音频放大器电路放大。接着，经放大的音频信号由高通滤波器电路和低通滤波器电路 滤波。接着，经滤波的信号由微控制器接收。微控制器处理经滤波的信号并将输出信号 提供到无线发射器。无线发射器通过无线方法将信号传输到接收器。接着，显示器从接 收器接收信号并显示从所述信号获取的信息。图4的方法400说明例如图3所表示的超声波监测器的一个实施例的操作。在步骤 410处，发射超声信号。参照系统300，微控制器310以载波信号fc来驱动发射换能器 元件320。因此，发射换能器产生超声信号。在一个实施例中，载波信号可在30 KHz 到30MHz范围内。在另一实施例中，载波信号可在1 MHz到lOMHz范围内。在又一 实施例中，载波信号约为5MHz。在步骤420处，接收所反射的超声波信号。所反射的超声波信号是由血管反射步骤 410的超声波信号而产生的。当将超声波监测器佩带在腕部上时，桡动脉反射所述信号。 所接收的超声波信号将包含超声波载波频率，其已经历从由发射换能器320发射的信号 发生的多普勒频移。接着在步骤430处，放大所接收的信号。在一个实施例中，系统300 的放大器340实施为射频放大器。所接收的超声波信号被放大允许其被处理以进行解调 的倍数。 一旦在步骤430处放大超声波信号，其就在步骤440处由混频器350处理。混 频器使用载波信号fc来解调所反射的超声波信号，以便提取多普勒信号。因此，混频器 350由载波信号fc和所反射的超声信号驱动。由混频器350提供的输出信号接着在步骤 450处由放大器360放大。由于混频器的输出将具有音频范围中的频率分量，所以放大 器360是经设计以放大经解调的音频范围多普勒频率的音频放大器。在经解调的信号已被放大之后，在步骤460处对经放大的信号进行滤波。在一个实 施例中，步骤460的滤波器是带通滤波器。带通滤波器可经配置以去除混叠效应、噪音 和其它不需要的频率因素。在另一实施例中，带通滤波器可与高通滤波器和低通滤波器 一起实施。在步骤460处对信号进行滤波之后，所述信号在步骤470处经受额外处理。步骤470的额外处理可视超声波监测器系统而定包含若干步骤。所述处理可由微控制器或其它电路执行。尽管方法多样化，但在图5的方法500中说明额外处理的典型实例。来自方法400的步骤460的经滤波信号在步骤510处由模拟-数字转换器处理。在一个实施例中，如果先前未曾执行数字化，那么就执行数字化。接着在步骤520处，确定数字化信号的绝对值。或者，可在步骤520处确定信号的平方。接着，从步骤520获得的信号在步骤530中由低通滤波器滤波。低通滤波器去除信号的噪音和其它不需要的频 率元素。方法500是由超声波系统执行的额外处理的实例。应了解，对信号的处理可因 系统的不同而不同，且超声波监测器的实施例不希望仅限于所论述的实例的范围。接着 在步骤540处获取心率。在步骤510-530的处理之后，所得信号是从接收换能器检索到 的脉冲信号。所述信号呈现为一系列脉冲，其中每一脉冲具有由其振幅往返于峰值振幅 的路径决定的面积。所得心率或脉搏率是从脉冲的频率获取的（例如，每分钟160个脉 冲对应于每分钟160次心搏）。通过对脉冲波形下方的面积求积分来确定流动速率。超声波监测器的微控制器可构建为若干常用微控制器集成电路中的一者或一者以 上，所述共同微控制器集成电路包含Samsung KS57C 3316系歹lj、 Samsung S3C7335、 Intel 8051系列，和Texas Instruments MSP430系列微控制器。超声波监测器的混频器可构建 为若干常用混频器IC或调频IC中的一者或一者以上。可能的混频器IC的非详尽列表 包含NJC的NJM2295、 NJM2292和NJM2537混频器、Toko的TK8336IM混频器，和 Motorola的MC3371混频器。本发明中使用的换能器遵守一些普通设计准则。超声波监测器的换能器可以是压电 换能器。每一换能器的长度通常为至少一厘米长。换能器长度通常还等于或大于其宽度 的五倍。换能器操作的频率通常与换能器的厚度有关。若干类型的换能器可用于本发明 中。 一个实例是由Keramos Division, Piezo Technologies提供的K-350,改良的锆-钛酸铅 换能器。此类型换能器的等效材料包含PZT-5A或NAVY-II等效物。电路板上的超声波监测器超声波监测器系统的一个实施例构建在印刷电路板（PCB)上。可使用例如表面安 装（SMT)和板上芯片（COB)的PCB技术将监测器构建在PCB上。将电路构建在PCB 上将监测器系统集成至非常小的占用面积。这实现了更有效的系统、更低的功率要求、 -致的产品性能和降低的生产成本。将监测器系统构建在PCB上允许容易地构造气隙部分。为了形成气隙部分，去除PCB的外层的一个或一个以上区段。接着将换能器放置在气隙部分上方。这形成了在换能器元件下方具有一个或一个以上气隙的气隙部分。气隙部分使超声波信号反射离开PCB并朝向所需方向反射。气隙比现有系统的泡沫层更有效且容易构造得多。另外，换能器元件由于气隙的缘故而机械上隔离，藉此减小由于被任何其它材料接触而对换能器造成的任何阻尼或负载效应。气隙还用于显著减少（如果未消除）换能器之间的串扰噪音。在一些实施例中，可从PCB去除额外的层以产生厚度较大的气隙部分。在此情况下，可使用额外的蚀刻、钻孔或其它方法来控制气隙的深度。在一些实施例中，可产生穿透 整个电路板的气隙。此方法能够简单地产生有效反射超声信号的气隙。所述超声波监测器比现有监测器更有效地传输超声信号。超声波监测器换能器使用 导电环氧树脂或焊锡膏而直接安装到PCB。先前系统的换能器通常完全胶合到支撑结构 (例如，玻璃底板）。将换能器的整个表面附接到支撑结构产生了对换能器的振动起阻 尼作用的机械负载。阻尼作用降低效率并从超声波信号中汲取功率。本发明的换能器由 于负载最小化而可使用较少功率产生与先前系统的超声信号相同的超声信号。PCB可包含若干层，例如电力层、接地层和绝缘层。绝缘层可使换能器与监测器系 统电路隔离。在一些四层PCB中，存在四个铜层和三个绝缘层。两个铜层是外层，且两 个是内层。在一个实施例中，为了使两个换能器电隔离使其不会干扰PCB上电路的其余 部分，可将内铜层中的紧靠着换能器的一个内铜层用作接地平面或接地层。此内铜层接 地平面将遮蔽由换能器产生或接收的RF干扰。这防止电路引起对换能器信号传输的干 扰。在一个实施例中，PCB的一个表面可用于构建监测器系统电路，且相对的表面可用 于安装换能器。在另一实施例中，换能器可不与监测器系统电路构建在同一PCB上。图6说明构建在PCB上的监测器600的一个实施例的俯视图。监测器600包含外层 610、安装到外层610的第一换能器622和第二换能器624、分别驻留在换能器622和 624下方的气隙626和627、专用铜垫630和635，以及分别连接在专用铜垫630和635 与换能器元件622和624之间的连接引线640和645。在一个实施例中，外层610由例 如以锡或金镀敷的铜的导电材料组成。图7说明构建在PCB上的监测器750的侧视图，且进一步说明附接到PCB的相对 的表面的电路760。电路760包含可构建超声波监测器的电系统的表面安装IC和电组件 (例如，电阻器和电容器）。PCB的大部分（如果不是全部）构造都是自动化的。施加焊锡膏、放置换能器元件 和引线结合均可通过现有的PCBA生产技术而全部自动化。这显著降低了制造成本。对 于表面安装封装中的典型电子组件（例如，电阻器、电容器和集成电路）来说，使用模 板（stencil)将焊锡膏首先施加到PCB的一侧。接着自动拾放机放置这些组件。接着使 PCB经受红外（IR)熔炉的作用，所述红外熔炉使焊锡膏熔融并在所述组件与预蚀刻于 PCB上的下伏电路之间形成电连接。可应用相同步骤将换能器元件安装在PCB的相反 侧。这大大降低了生产成本并增强了产品性能一致性。通过去除外层的一部分来构造图6和7的气隙部分626和627。可执行化学蚀刻来去除PCB的外层的一部分。因此，气隙部分的深度是所去除的层的厚度。外层610的被蚀刻去掉的面积与换能器622和624的表面积成比例。气隙部分626和627经构造使得

换能器元件622和624与气隙部分略微重叠。换能器的这种重叠允许将换能器的末端安 装到PCB的外层。本发明的气隙部分可以若干方式构建。在图6和7所说明的实施例中，气隙部分是 每一换能器下方的单一未划分的区域。气隙延伸约与换能器的宽度一样长且略微短于换 能器的长度。图8A是构建在PCB上的监测器800的实施例的俯视图。监测器800包含 PCB外层810、连接到外层的换能器822和824、处于换能器822下方并通过支撑部件 830而分离的气隙826和827、处于换能器824下方并通过支撑部件831而分离的气隙 828和829、铜接触垫840，和将铜垫840连接到换能器822和824的连接引线845。图 8B是构建在PCB上的监测器800的侧视图，且进一步说明附接到PCB的相对的表面的 电路860。图8A和8B的气隙部分包含两个气隙。气隙部分延伸约与换能器的宽度一样 长且略微短于换能器的长度。然而，每一换能器的气隙部分包含支撑部件。因此，换能 器822的气隙部分包括气隙826、气隙827和支撑部件830，且换能器824的气隙部分 包括气隙828、气隙829和支撑部件831。通过留下PCB的外层的上面将驻留换能器的部分来构造支撑部件。在图8A和8B 的实施例中，支撑部件830和831是在气隙部分的宽度上延伸并位于换能器长度的约中 部处的薄条带。在不同的实施例中，支撑部件可在PCB的气隙部分内以不同的形状和位 置构建。举例来说，支撑部件可构建为延伸小于气隙部分的整个宽度的条带、沿着气隙 部分的长度的条带，或为气隙部分内的多个小区域。当构建为一个或一个以上区域时， 支撑部件可与外层的其余部分隔离或与外层的一部分接触。万一换能器从外力接收压 力，则支撑部件可支撑换能器。图9A-C描绘构建在PCB上的监测器900的实施例。图9A提供监测器卯0的俯视 图。监测器900包含第一层910、附接到第一层的安装层940和942、分别安装到安装 层940和942的换能器920和922、位于换能器920和922下方的气隙945、位于安装 层940与942之间的气隙通道946和948，以及铜垫951。安装层940和942具有u形 形状。可通过去除PCB层的一部分以形成u形层或通过将u形部件附接到PCB的层来 构建安装层。在一些实施例中，可构建具有与图9A-C所说明的那些安装层位置和形状 不同的位置和形状的一个或一个以上安装层来支撑每一换能器并在每一换能器下方提 供气隙。图9B是从由图9A中箭头所指示的视点来看监测器900的剖视侧视图。图9B 说明构建在PCB上的监测器，其中换能器920安装到安装层940，安装层940附接到第 一层910，气隙930处于换能器920下方，且电路960附接到PCB的相对表面。图9C 是说明监测器900的前视图。在图9A、 9B和9C的监测器中，去除外层以在换能器920

和922下方形成未划分的气隙。所去除的部分在换能器周围延伸以展现下伏层910的未 由换能器元件覆盖的部分。如图7A-B、 8A-B和9A-C的PCB中所说明，换能器安装到PCB的其中换能器长度 与气隙部分略微重叠的外层处。在一些实施例中，可形成气隙部分使得换能器安装到 PCB的其中换能器宽度与气隙略微重叠之处。在一个实施例中，将不会使气隙部分的宽 度和长度大于换能器元件的宽度和长度。这防止可施加到换能器的任何以硅树脂为主的 环氧树脂或瑢融的热塑性凝胶进入气隙部分中。如果环氧树脂或凝胶确实穿透气隙，那 么凝胶与包括PCB的暴露的纤维玻璃材料的声阻抗足够不同，使得超声能量仍将有效地 朝向所需方向反射。由于气隙相对较薄，所以能量损耗（如果有的话）将可忽略。用于超声波频率传输的凝胶垫 ,凝胶垫用于在超声波监测器与受检者之间传输超声波频率信号。凝胶垫与受检者的 皮肤以及换能器或与换能器直接或间接接触的表面（例如，RTV层）接触。含油量高的 凝胶对于超声通常是可透射的。因此，显著地使传输期间的能量损耗最小。这使超声波 监测器能够有效地准确测量血液流动速率和心输出量。在一个实施例中，凝胶垫可构建为凝胶囊。图10说明凝胶囊的一个实施例。凝胶 囊1000包含凝胶层1010、底漆层1020和1030、隔膜层1040和1050，以及粘合层1060 和1070。凝胶层1010是凝胶囊的主要传输媒介。底漆层可施加到凝胶层的表面。在凝 胶层大体上成形为具有顶部和底部表面的实施例中，底漆层可施加为上底漆层1020和/ 或下底漆层1030。隔膜层经由底漆层附接到凝胶层。隔膜层用于辅助处理较软的凝胶并 防止稀释液与受检者的皮肤接触。上隔膜层1040附接到上底漆层1020，且下隔膜层1050 附接到下底漆层1030。隔膜层可施加到凝胶层的一个或一个以上表面。接着可将粘合层 施加到隔膜层的外表面。粘合剂用于将凝胶囊附接到受检者的皮肤、换能器或与换能器 接触的RTV元件。粘合剂还可消除可能存在于凝胶囊与其它表面之间的任何气穴。上 粘合层1060可施加到上隔膜层1040，且下粘合层1070可施加到下隔膜层1050。图IIA说明凝胶垫1180的一个实施例的俯视图。凝胶垫1180包含凝胶囊1182、第一覆盖物1184和第二覆盖物1186。图11B说明凝胶垫1180的侧视图。凝胶囊1182通常保持平坦的盘状形状。覆盖物在制造期间施加到凝胶囊并在其被使用之前对其进行保护。覆盖物可由蜡纸或某种其它类型的材料构造。对于超声波监测器来说，凝胶囊用作一次性凝胶垫。就在使用之前，从凝胶囊去除覆盖物。接着将凝胶囊施加到超声波监测器与受检者的皮肤之间的区域。在监测器佩带在腕部上的一个实施例中，将凝胶囊施加在佩带在腕部的监测器与受检者的腕部之间。监测器的一个实施例在向受检者施加的监

测器的外表面中提供凹进。凝胶囊可施加到监测器上的凹进区域以帮助使其保持在适当 位置。当凝胶垫包含压敏粘合剂且在监测器与受检者之间压縮时，凝胶垫可粘合到监测 器和受检者。凝胶垫可在如下情况时压縮：用条带将监测器绑缚到受检者、在没有条带 的情况下保持在适当位置持续一时间段、或以某种其它方式而将监测器用条带绑缚、紧 固或以其它方式施加到受检者。凝胶垫形状和厚度可经设计以允许超声波监测器以不同的偏角操作。图12A的凝胶 垫方位1200说明附接到具有矩形横截面的凝胶垫1210的监测器模块1205。图12B的 凝胶垫方位1220说明附接到具有三角形横截面的凝胶垫1230的监测器模块1225。图 12C的凝胶垫方位1240说明附接到具有梯形横截面的凝胶垫1240的监测器模块1245。 这些凝胶垫形状的尺寸基于所需的偏角和待检测的移动对象的深度。可使用若干类型的材料来构造本发明的凝胶垫。凝胶垫的凝胶层（图10的凝胶1010) 可由热塑性凝胶、热固性凝胶、水凝胶或其它类似材料构造。热塑性凝胶通常由具有较 大比例的内部扩散稀释液（interdispersed diluent)的热塑性弹性体制成。热塑性弹性体 包含嵌段共聚物，例如，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-丁烯/苯乙烯，和苯乙烯/乙烯-共-丙烯/苯乙烯。苯乙烯端基嵌段在室温下形成玻璃 质区域（glassy domain)。玻璃质区域充当提供聚合物的弹性体特性的物理交联。在加热 到苯乙烯的玻璃转换温度（即，约100°C)以上期间，玻璃质区域熔化且聚合物恢复到 液态。冷却期间，玻璃质区域再次再成形。因此，所述过程是可逆的。含有结晶聚乙烯 端基嵌段的其它嵌段共聚物（例如，乙烯-(乙烯-共-丁烯)-乙烯共聚物）也可用于制备热 塑性凝胶。热固性凝胶（例如，聚氨酯或硅凝胶）通常由化学键连接的三维弹性体网络制成， 所述弹性体网络截留有大量低挥发性液体或稀释液。弹性体网络是永久的且无法通过加 热而恢复到液态。有必要使用一定量的稀释液以便确保凝胶对皮肤的良好适应性以及超 声传输的低衰减，同时仍维持承载特性。凝胶可在-30。C至lj+70。C范围内的温度下使用， 在所述范围中凝胶保持其形状和承载弹性特性。热固性凝胶和热塑性凝胶总是含有截留在弹性体网络中的较大百分比的稀释液。当适当配制时，这些凝胶是稳定的且可抵抗应力或温度循环。稳定性受例如弹性体网络的交联密度和稀释液与弹性体网络的相容性的热力学因素控制。然而，即使是在热力学上稳定的凝胶，当与皮肤接触时，凝胶中的稀释液也可能仍扩散出去并进入活体受检者中。这是由于以下事实的缘故：皮肤上的稀释液具有浓度梯度；稀释液的自然趋势是迁移出凝胶（其中稀释液浓度较高）并进入皮肤（其中稀释液的初始浓度为零）。因此，所述17 扩散由菲克定律（Fick's Law)以动力学方式控制。稀释液（尤其是硅油）的扩散可能 对生物造成有害影响。在一个实施例中，通过将适应的障壁隔膜粘合或层压到凝胶层来 防止稀释液扩散。水凝胶可由例如聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚(丙烯酸-共-丙烯腈)、聚(丙烯酰胺-共-丙烯腈)等水溶性聚合物组成。其溶解在以总混合物的重量计近似50%到98%的大量水 中。混合物视情况通过例如钠、锌、钙等离子而增稠，所述离子是通过添加相应的金属 盐而提供的。当与隔膜一起使用时，隔膜可有效地密封混合物以防止水蒸发或迁移。隔膜层可由聚氨酯、硅树脂、聚(氯乙烯)、天然或合成橡胶、聚酯、聚酰胺，或包 含低密度的聚乙烯、塑性体、茂金属烯烃共聚物或其它类似材料在内的聚烯烃的薄膜制 成。事实上，柔韧且合适的任何薄聚合物膜均在本发明的范围内。所属领域的技术人员 可依据所选择的凝胶材料来确定适宜的隔膜材料。可使用粘合剂将隔膜层压到凝胶垫。 也可通过将例如聚氨酯弹性体溶液或胶乳的成膜液体喷射或涂覆到凝胶层的表面上来 形成隔膜。在干燥液体时形成薄隔膜，其可实现与层压工艺相同的结果。依据凝胶层中 稀释液的类型，选择隔膜以提供最佳障壁效应。隔膜优选地尽可能薄且柔软，使得其较 好地适应皮肤并使截留空气的可能性最小。隔膜还使得能够较容易地进行凝胶垫处理、 减少污垢积聚，并较容易地进行清洁。可使用若干类型的粘合剂和底漆（primer)来产生图10和11A-B的凝胶囊。举例来 说，可使用3Mtm提供的AutomixTM聚烯烃粘合促进剂05907和Loctite提供的LOCTITE™ 770聚烯烃底漆作为凝胶层与隔膜层之间的底漆。可使用Ashland Specialty Chemical Company提供的AROSETtm 3250压敏粘合剂作为隔膜层与受检者的皮肤之间的粘合剂。 可使用Dow CorningTM提供的与SYL-OFF 4000催化剂一起使用的DOW CORNING 7657 粘合剂作为隔膜层与RTV元件之间的粘合剂。视凝胶的基础材料而定，施加到隔膜层的外表面的压敏粘合剂可以橡胶、硅树脂或 丙烯酸系聚合物为主。举例来说，如果使用热塑性凝胶，那么以橡胶为主的压敏粘合剂 将提供较好的粘合力。同样优选的是，压敏粘合剂是医用的而不会引起皮肤致敏。如果 隔膜直接与皮肤接触，那么还需要隔膜本身不会引起皮肤致敏。已知由天然橡胶胶乳制 成的一些隔膜材料会对一些人的皮肤引起过敏性反应。在另一实施例中，凝胶垫可由单个热塑性凝胶材料层组成。这当使用例如医用矿物油的生物相容的流体作为凝胶中的稀释液时尤其便利。这种油如果迁移到皮肤中不会对活体组织造成有害影响。举例来说，婴儿油（一种医用矿物油）可用作稀释液。在此情况下，热塑性凝胶材料与受检者的表面足够适应，使得凝胶垫与受检者的皮肤之间不需

要粘合剂。特定而言，当施加微量的压力（例如，通过用腕部条带佩带在腕部的超声波 监测器施加的压力）时，大体上消除任何存在的气穴。需要最小的粘合力来使单层热塑 性凝胶垫在与超声波监测器和受检者的皮肤接触时保持在适当位置。因为构造起来简 单、便宜，并允许使用大量粘合剂来保持凝胶垫与RTV接触，所以这是有利的。在一 个实施例中，凝胶的厚度可在约1与IO毫米之间。在一些实施例中，凝胶的厚度可在l 与5毫米之间。凝胶垫可以若干方式附接到超声波监测器。在一个实施例中，热塑性凝胶可加热到 熔融状态并上覆式模制（over-mold)到换能器的塑料外壳上。尽管热塑性凝胶将粘合到 换能器，但可使用粘合剂来确保持久结合。此粘合剂的实例包含GLS Corporation提供 的Versaflex6000和Teknor Apex Corporation提供的Monprene。在一个实施例中，可在 对凝胶进行上覆式模制之前，通过注入模制而对粘合剂进行上覆式模制。适合上覆式模 制的粘合剂包含ECLECTRIC PRODUCTS, Inc提供的EC6000。接着可将隔膜层层压在 凝胶层上方以防止稀释液扩散。在另一实施例中，利用模具来形成传输媒介的一部分。在此情况下，将包围换能器 和PCB外表面的一部分的模具安装到PCB。接着，将室温硫化（RTV)硅橡胶层粘合 剂置于模具中。尽管RTV层将粘合到模具内暴露的PCB表面，但可使用粘合剂将RTV 进一步固定到PCB。 RTV提供优良的超声波信号传输且比热塑性凝胶垫略微坚固。RTV 层的坚固性可防止由于与凝胶垫和其它物体的接触而对换能器元件造成损害。图13A和13B中展示并入有经模制的RTV层的PCB系统的实施例。图13A的系统 1300的监测器包含PCB的外层1310、安装到外层的换能器1320和1330、RTV模具1340、 铜触点1342、将铜触点1342连接到换能器1320和1340的连接引线1344、处于换能器 1320下方的气隙部分1322和1324，和处于换能器1330下方的气隙部分1326和1328。 图13B说明PCB系统的侧视图，且进一步说明用于构建安装到换能器的相对的表面的 监测器的电路。RTV模具经构造使得其包围换能器、气隙部分，和PCB的外层的一部 分。连接引线1344可位于模具上方或下方。模具可构建为焊接模具并使用上文论述的 适当粘合剂附接到PCB。在生产期间，将RTV材料置于RTV模具中。接着可使用适当 粘合剂将凝胶垫附接到RTV。在一个实施例中，凝胶垫的凝胶层部分可模制在RTV材料上方。接着可将凝胶垫的隔膜层和/或聚氨脂部分施加在凝胶层的外表面上。隔膜层可与粘合剂一起施加或不与粘合剂一起施加。在此实施例中，不将隔膜层施加到与RTV层接触的凝胶层表面（即，此实施例中，RTV材料与凝胶层之间不使用隔膜）。接着可将隔膜层的外表面放置成与

受检者的皮肤接触。可视需要将粘合剂施加到隔膜层的与受检者的皮肤接触的外表面。 可选择RTV材料使得其充当换能器与外力之间的机械隔离物。RTV材料吸收外力 (例如，与受检者的皮肤接触或来自受检者的皮肤压力），并防止其影响换能器的谐振 频率。RTV可由若干类型的材料构造，所述材料包含全部由DOW CORNINGtm提供的 Silastic™ E RTV硅橡胶以及DOW CORNING 3110、 3112和3120 RTV橡胶。可使用 CORNING™ 1301底漆和其它类似底漆将RTV材料附接到PCB。 经包封的超声波监测器在本发明的一个实施例中，可对超声波监测器进行包封以使其防水。可使用ABS 塑料材料、凝胶材料或两者来密封超声波监测器。举例来说，可将电子组件侧密封在 ABS塑料材料中，而通过较软的凝胶材料（例如，含油量高的热塑性材料）来密封换能 器侧。在另一实施例中，可使用ABS塑料材料来密封换能器侧和电子组件侧两者。密封的组合件可形成有位于换能器上方的凹进部分或超声波监测器的RTV部分。 可将一次性凝胶垫现场放置在凹进区域处以改进超声波信号传输并维持凝胶垫的位置。 参看图IIA-B说明和论述的凝胶囊可用于此实施例中。在一些实施例中，所得组合件可 进一步经模制或以某种方式机械耦合到以聚氨脂为主的手表带。两种最终组合件均将是 防水的，且对于受检者保持良好的超声波传输特性。图14A说明密封的超声波监测器1400的实施例。监测器1400包含PCB 1410、电 路1412、塑料外壳1414、凝胶或环氧树脂层1420、换能器1422和1424，以及凝胶垫 1425。 PCB1410、电路1412经模制并密封在塑料（例如，ABS塑料）外壳1410中。将 凝胶或环氧树脂层1420模制或浇铸在换能器上方并对塑料外壳进行密封。图14B说明密封的超声波监测器1430的实施例。监测器1430包含PCB 1440、电 路1442、塑料外壳1444、粘合层1450、凝胶或环氧树脂层1452、换能器1454和1456， 以及凝胶垫1458。监测器1430类似于监测器1400，只是粘合层1450施加在换能器和 PCB上方。图14C说明密封的超声波监测器1460的实施例。监测器1460包含PCB 1470、电 路1472、塑料外壳1474、凝胶或环氧树脂层1480、换能器1482和1484，以及凝胶垫 1490。监测器1460类似于监测器1400，只是塑料外壳1474包围整个监测器。经包封的超声波监测器可与永久附接的凝胶囊或可现场附接的一次性凝胶囊一起使用。图15A说明包封在外壳中的佩带在腕部的超声波监测器1500的实施例。监测器1500包含超声波监测器模块1510、附接到监测器模块1510的凝胶垫1515、显示装置1530，以及附接到显示装置和监测器模块的条带1520。凝胶囊1515在生产期间附接到 监测器模块。在一个实施例中，凝胶垫可通过模制工艺而附接到监测器模块1510。图 15B说明包封在外壳中的佩带在腕部的超声波监测器1580的一个实施例。监测器1580 包含超声波监测器模块1560、附接到监测器模块1560的一次性凝胶垫1565、显示装置 1580，以及附接到显示装置和监测器模块的条带1570。 一次性凝胶囊1565可就在使用 监测器之前附接到监测器模块。超声波监测器模块1510和1560具有略微不同的形状。 这仅仅是为了提供实例。图15A和15B的超声波监测器模块的形状可互换且不希望限制 本发明的范围。已出于说明和描述的目的呈现了对本发明的以上详细描述。不希望所述描述是详尽 的或将本发明限于所揭示的精确形式。根据上文的教示，可能作出许多修改和变化。选 择所描述的实施例是为了最佳地阐释本发明的原理及其实践应用，从而使所属领域的其 他技术人员能够最佳地将本发明用于各种实施例中且可作出适于所预期的特定用途的 各种修改。希望本发明的范围由所附的权利要求书界定。