专利名称：监控患者泌尿系统的状况的制作方法
技术领域：
本发明总体上涉及医疗设备领域，且涉及用于监控患者泌尿系统的状况的设备和 方法。
背景技术：
对于检测尤其包括前列腺肥大的各种泌尿系统异常而言，需要监控患者泌尿系统 的状况。在超过一半的50岁以上男性中前列腺肥大是常见现象。到了 80岁，约80%的男 性患有前列腺肥大。认为前列腺肥大与年龄特有的荷尔蒙失调相关，且被命名为良性前列 腺肥大(Benign Prostatic Hyperplasia)或BPH。在少数情况中，前列腺肥大发展成前列腺癌。无论什么原因，肥大的前列腺可能导致膀胱控制问题。这是因为前列腺在膀胱颈 下方环绕尿道。肥大的前列腺对尿道施压，这可能导致其形状变形且其横截面积减小。在 严重情况中，可能发生尿道的完全梗阻。诸如尿道梗阻的尿道状况的定量诊断可以帮助早期检测前列腺问题，这进而允许 预先进行药物或其他合适的治疗。在已经存在膀胱控制问题的情况中，定量诊断可以帮助 判断情况的严重性且监控已经采取的治疗过程的效果。从更广泛的视角，尿道梗阻的定量诊断仅仅是在稍微复杂的筛查和诊断下尿路症 状(LUTS =Lower Urinary Tract Symptoms)过程中采取的若干常规检查之一。下尿路症状 可能涉及若干因素，包括躯体神经系统中、膀胱/尿道植物神经系统中、逼尿肌中和括约肌 中等等的失调。所述筛查过程因此是区分可能导致患者发生泌尿问题的多个医学情形所必 须的。因此，不仅在存在梗阻的情况中，而且在忽略其存在且因而导向正确诊断的相反 情况中，便利且简单地识别和定量诊断尿道状况都是十分必要的。尿道和前列腺状况的定量检测所常用的方法包括以下技术感知前列腺肥大的直 肠指检；将透镜置入尿道和膀胱以检查是否存在任何异常的膀胱镜检查(局部麻醉)；当染 料注入到静脉中时对泌尿道进行X射线照射以显示瘤或梗阻的静脉肾盂造影；使用直肠探 针来评估前列腺的经直肠超声波检查；使用布置在腹部上的设备的经腹部超声波检查；以 及包括用于定量检测尿道、膀胱和前列腺状况的尿流速的测量(尿流量测定)的尿动力学 技术。已经发展了基于声学方法判断前列腺相关状况的各种技术。这些技术例如在下面 的专利和专利公报中公开:US 6，063，043 ；US 6，428，479 ；WO 05/067392 ；W005/004726 ；以 及 RU 2224464。本申请的发明人的WO 07/072484公开了一种利用定位于患者尿流附近的换能器 结构以及与换能器结构通信的控制单元来判断尿道阻滞的系统和方法。换能器结构具有能 够至少接收患者尿流产生的声波且产生表示该声波的输出信号的至少一个声学换能器。控 制单元接收并处理输出信号且判断代表尿道阻滞的输出信号中的变化。
发明内容
在本领域中需要用于非侵入式即时表示指示患者泌尿系统状况的参数(具体而 言，尿流速分布、尿道梗阻程度、膀胱中的压力和逼尿肌压力)的新颖技术，能够缩短和促 进用于即使在患者实际体验到任何身体症状之前就筛选和诊断下尿路症候群(LUTS =Lower Urinary Tract Symptoms)的过禾呈。当前使用的非侵入式方法实际上不能确定尿道梗阻或不能执行对其的定量测量。 例如，除非已知膀胱内压力，否则尿流率测定实际上不能确定尿道梗阻和/或其严重性。而 且，该常规技术不能确定梗阻的原因，梗阻可能不仅是BPH导致的，还可能是尿道异常、弱 膀胱肌或其他原因导致的。这是因为，一方面，低尿流率可以是逼尿肌问题的指征而不是尿 道梗阻的指征，而另一方面，正常检测到的流率不一定表示尿道正常，因为它可能源于额外 的腹部/膀胱压力补偿了尿道梗阻导致的一定流阻。因而，需要与膀胱内压力的同步测量 相组合的尿流率测定，以允许区分不同的因素(即，尿道流阻和腹部/膀胱压力)。然而，膀 胱内压力测量涉及侵入式过程——将导管插入到膀胱中。伴随该过程的不便及感染风险使 得其很少使用且仅适于特定情况使用。本发明具有这样的优点尿流产生独特的斯德鲁哈尔(Strouchal)频率的声学信 号，且提供基于测量和分析这些声学信号并提取表示表征患者泌尿系统状况的各种参数的 数据的新颖技术。这些参数包括来自患者的排尿时间、排尿量、尿流速分布(速度的时间函 数)、尿流率、尿道梗阻程度、膀胱中的压力以及逼尿肌压力。具体而言，尿道梗阻导致湍流 状尿流通过尿道，湍流状尿流是与非梗阻尿道部分中层状尿流不同的性质。发明人发现， 这种湍流状尿流产生在斯德鲁哈尔频率范围内的附加声学信号。因此，识别出典型的湍流 状流的信号代表梗阻的尿流通过尿道，其频率和幅度可以表示梗阻的严重性和梗阻的位置 (其与换能器界面间的距离)。应当理解，此处使用的表述“类似湍流”或“湍流”以及“类似层状”或“层状”描 述尿流的行为，其指代分别朝向流的湍流和层状行为彼此不同的并非绝对湍流或层状的尿流。根据本发明，在患者排尿期间检测并且可选地采样声学信号(连续地或准连续 地)，并且分析表示这些声学信号的数据。数据分析包括确定表示所检测到的声学信号的谱 数据，并且进一步分析该谱数据，以识别该谱数据是否包括与尿流中湍流状况相对应的一 定频率范围内的至少一个第一信号峰。在存在这种第一峰时，确定该第一信号峰和与层状 尿流状况相对就的不同频率范围内的第二信号峰之间的关系。基于所确定的关系，可以确 定患者泌尿系统的状况并且可以生成表示该状况的输出数据。根据一个广义方面，本发明提供了一种用于监控患者泌尿系统状况的监控系统。 该监控系统包括至少一个声学接收器，其适用于在患者排尿期间连续检测声学信号，并且 生成表示该声学信号的数据；以及与(多个)声学接收器通信的控制单元。该控制单元被 配置为并且能够工作，用于分析所述产生的数据。这样做的目标在于确定表示声学信号数 据的谱数据，并且进一步分析谱数据。当检测出与尿流中湍流状况相对应的至少一个第一 信号峰时，第一信号峰与第二信号峰之间的关系，该第二信号峰与层状尿流状况相对应。基 于所述关系，可以确定患者泌尿系统状况并且可以生成表示该状况的输出数据。
当需要时，监控系统可以包括定位单元，其用于将所述至少一个声学接收器布置 在患者尿流附近，使得该接收器的声学界面处于接收患者排尿期间产生的声学信号的位置 中。根据本发明的一些实施方式，谱数据包括斯德鲁哈尔频率范围，该频率范围可以 确定在约20-1000HZ的频率范围内。可以在150-1000HZ的频率范围内，检测到与湍流尿流 相对应的第一信号峰。可以在70-150HZ的频率范围内，检测到与层状尿流状况相对应的第
二信号峰。根据本发明的实施方式，控制单元被配置并且能够工作，用于通过判断第一信号 峰和第二信号峰之间的所述关系的时间变化来分析谱数据，该第一信号峰在排尿期间随时 间而变化。更具体而言，当流变强时，两个峰均向更高频率移动。时间变化可用于表示最大 流率状况的出现，这进而可用于最佳地识别用于计算的声学信号的峰。当需要时，控制单元被配置并且能够工作，以通过计算以下各项中至少一项来确 定第一信号峰和第二信号峰之间的关系第一和第二信号的幅度之比(一般是测量信号的 幅度分布)、第一信号和第二信号的频率之比、以及这些比在排尿期间或者连续排尿期间的 时间变化。在操作中，控制单元还配置并且能够工作，以还计算或估计表示泌尿系统状况的 一个或更多如下参数在排尿时间期间的排尿量、尿流速分布、尿流率、尿道梗阻程序、尿道 流阻、膀胱中的压力以及逼尿肌压力。根据本发明的一个实施方式，控制单元包括用于存储参考数据的存储单元，该参 考数据包括如下参数中至少一个参数的给定值或值范围尿道直径、尿道长度以及尿道壁 的弹性。当需要时，控制单元还可以配置为并且能够工作，以向谱数据应用预定模型。该模 型可以基于上述限定的参数中一个或多个参数的给定值或值范围。根据另一广义方面，本发明提供了一种用于监控患者泌尿系统状况的方法。该方 法包括检测源于患者排尿期间尿流的声学信号并且生成表示该声学信号的数据。分析在排 尿期间生成的这些数据，以及生成并分析对应的谱数据，由此，当检测出与尿流中湍流状况 相对应的至少一个第一信号峰时，确定与尿流中湍流状况相对应的所述信号峰与第二信号 峰之间的关系，第二信号峰与层状尿流状况相对应。使用所述关系，确定患者泌尿系统状况 并且生成表示该状况的输出数据。根据本发明的一些实施方式，可以通过一个或更多声学接收器实施声学信号的这 种连续检测。根据本发明的一实施方式，提供了一种用于监控患者泌尿系统状况的诊断单元， 其根据上述方法配置和操作。根据本发明的另一广义方面，提供了一种用于监控患者泌尿系统状况的方法。该 方法包括分析与源于患者排尿期间尿流的声学信号相对应的谱数据；以及当检测出与尿流 中湍流状况相对应的至少一个第一信号峰时，确定所述第一信号峰与第二信号峰之间的关 系，所述第二信号峰与层状尿流状况相对应；使用所述关系，来确定患者泌尿系统的状况并 且生成表示该状况的输出数据。根据本发明的又一广义方面，提供了一种适用于接收表示系列时间和日期的声学 信号的数据的计算机系统。该计算机系统被配置为并且能够工作，用于处理所述数据，以确 定表示该数据的谱数据，分析该谱数据，并且当检测出与尿流中湍流状况相对应的至少一个第一信号峰时，确定所述第一信号峰与第二信号峰之间的关系，第二信号峰与层状尿流 状况相对应。基于所述关系，该计算机系统生成表示所述声学信号所源于的患者泌尿系统 状况的输出数据。
为了理解本发明且了解在实际中它可以如何实施，现在参考附图，以仅非限制性 示例的方式来描述实施方式，附图中图1是用于监控患者泌尿系统状况的本发明的监控系统的示例的框图；图2是图1的监控系统的配置和操作的示例；图3A是用于确定患者泌尿系统状况的本发明的方法的示例的流程图；图;3B和3C分别是与泌尿系统的正常(非梗阻)状况和异常(梗阻)状况相对应 的声学信号的谱强度分布的图形表示；图4A是使用本发明的方法的声音尿流的定量测量的示例；图4B是常规尿流率测定的声音尿流的定量测量的示例；以及图5是在诊断有膀胱出口(尿道)梗阻的患者以及来自控制组的患者(没有膀胱 出口梗阻)中，作为尿流的函数，使用斯德鲁哈尔频率范围的谱分析的本发明方法的实验 结果的图形表示。
具体实施例方式参考附图和所附说明可以更好地理解本发明的技术的原理，其中，在整个附图中 使用相同的标号代表相同的元件。应当理解，这些附图不必按比例绘制，且仅用于示例目 的，且并不旨在限制本发明的范围。参考图1，通过框图的方式示出了用于监控患者泌尿系统状况的本发明的监控系 统10。监控系统10包括声学组件12，该声学组件12包括能够至少接收声波且生成表示声 波的数据的一个或更多声学元件、以及被配置为并且能够工作，用于接收并分析表示声学 接收器组件12所接收的声波的数据的控制单元14。声学接收器组件12和控制单元14之 间的连接经由有线或无线信号传输提供。在后一种情况中，声学接收器组件和控制单元适 当地设置有用于发送和接收IR、RF或声学数据信号的通信单元。如上所述，声学接收器组件12包括一个或更多声学接收器。它们可以是麦克风 或加速计。声学接收器可以直接布置在患者身体上感兴趣的区域附近或者可以通过适当 设计的定位单元来承载。这种声学接收器可配置成提供模拟的电输出，或者可以装配有模 拟-数字转换器，因而提供表示接收的声波的数字输出。声学组件12优选地是监控系统的 可拆卸部分，旨在用于单次测量或呈现用于连续监控的所谓的“holter监控器”。操作中，声学接收器组件12可以连接到放大器(未示出)的输入，该放大器的输 出可以连接到控制单元14。应当理解，放大器可以备选地是控制单元的构成部分。控制单元14典型地是尤其具有存储单元16 (如稍后描述，用于存储某些参考数 据)、数据处理和分析单元17以及任意数据呈现单元(例如显示器18)的计算机系统。数 据处理和分析单元17使用预定算法预编程，以用于分析表示声波的数据并且生成关于相 应泌尿系统状况的输出数据。
参考图2，其示出了用于监控患者泌尿系统状况的监控系统20的结构和操作的特 定但非限制性示例。示例性系统20包括声学组件(图中的12)，在图2的示例中，其由位于 患者身体上感兴趣的区域附近(即，阴茎M中尿道25的尿流区域附近)的单个声学接收 器21(麦克风)形成。应当注意，声学组件可以包括两个或更多声学接收器，例如，沿感兴 趣区域以空间分离关系放置的两个这种接收器。控制单元14能够例如经由布线23连接到 声学接收器21。应当理解，声学组件可以包括多于一个的声学接收器。系统20如下操作在声学接收器21放置在合适的位置之后，要求患者排尿，声学 接收器21在排尿时间期间连续接收尿流产生的声波。声学接收器的输出(以模拟或数字 表示方式)发送到控制单元14，在控制单元14中记录表示排尿时间期间声学信号的时间变 化的相应数据。应当注意，声学组件本身可以装配有用于记录声学数据的合适工具(软件 和/或硬件)。控制单元14能够工作以处理并分析声学数据，以获得并显示表示考虑到诸 如尿道25、膀胱沈以及前列腺观的泌尿系统器官的相应状况的尿流的信息。图3A示出用于确定患者泌尿系统状况的根据本发明的示例的方法的流程图30。 如该特定但非限制性示例所示，某些参考数据可以提供(步骤301)且保存在控制单元的存 储单元中。参考数据可以包括以下参数至少一种的给定值或值范围以前针对所监控的患 者获得的或者基于该患者的个人数据和相关统计所估算的尿道直径、尿道长度以及尿道壁 的弹性。参考数据可以通过实施预备测量来获得。例如，可以使用以下各项中的一项来测量 尿道直径X射线、MRI或各种超声波方法。尤其可以通过使用尿流量测定、基于超声波的测 量、基于电磁场的测量或者用于测量尿流的任意其他技术来测量流速。另外，参考数据可以 包括关于健康患者和具有各种不同疾病状况的患者的相关数据和/或模型。优选地，参考 数据包括来自不同患者组(例如不同年龄)的上述参数中的一个或更多个参数。然而，已 知这些参数根据个体在小范围内变化，即，在范围的下限和上限值之间具有不大于约15% 的差异。连续地或者用某一采样模型，来收集来自特定患者的声学数据(步骤30 。该数 据对应于患者排尿期间连续产生的声波。换句话说，声波数据包括作为时间函数的声波幅 度。这可以通过以下方式实现将采样的数据分段成多个时间窗，并且针对每个这种时间窗 执行傅立叶变换，由此获得针对每个时间窗的声学谱密度且相应地获得声学谱密度的时间 函数。应当注意，声学组件可以包括测量时沿着和/或跨越该区域以(多个)阵列布置 的多个声学接收器。在使用多个声学接收器的情况中，这种声学数据可以包括通过对从多 个换能器接收的数据进行求和或求平均所确定的、来自所有接收器的单个时间函数，或者 多个这种时间函数，因而全部数据是坐标(声学接收器位置)和时间的函数。关于这一点， 当使用多个声学接收器时，可以使用小波变换模型(波束成形技术)处理来自多个时间函 数的数据，这能够相对于接收器阵列来定位梗阻。这例如可以通过对从具有不同时间延迟 的所有接收器接收的信号进行求和，以增强源于特定位置的这些信号且确定所述位置的谱 内容来实现。当使用来自沿感兴趣区域布置的两个或更多声学接收器的声学数据收集时， 所收集的信号之间的时间延迟或相移的确定可用于计算流速。如此测得的数据(声学信号的时间函数)经过谱分析，以确定所接收信号的频率 分布(步骤30 ，得出作为时间和频率二者的函数的声学信号。具体而言，通过声学信号的谱分析及其强度可以提供涉及排尿期间本身以及排尿初始时间点和结束时间点的声学信 号的识别。尿流的声学谱不同于其他身体信号的声学谱，因而即使在高度沙沙作响的条件 下也能够检测到排尿信号。图:3B和3C示出了分别与正常状况(非梗阻)的泌尿系统的患者和具有异常状况 (梗阻)的另一患者相对应的收集的声学信号的频率分布G1和(；2。两个图表示出对应于5 秒排尿期(平均值)的数据，该5秒排尿期是最大尿流率时期。如图所示，图G1具有在与尿 的层状流相对应的频率范围(约70-150HZ)内(即在约95Hz的频率处)的良好定义的信 号峰Pi。从图G2示出，在异常状况下，层状流相关峰P1仍存在于相应频率范围中，并且在 湍流相关频率范围(150-1000HZ)中出现一个或更多个附加峰，即，在约180Hz处的峰P2。在操作中，声学信号可以以模拟形式发送到控制单元，然后转换为幅度与时间向 量的数字序列，或者这种转换在声学组件中执行(步骤304)。如上所述，信号可以经由布线 作为电信号发送，或者可以经由无线信号传输作为RF、IR或声学信号发送。可选地，声学信 号的这种时间函数可以经过进一步的信号处理，例如FFT(快速傅立叶变换)，以从每个接 收的信号提取频率和相位。然后，控制单元操作，以处理并分析如此确定的谱数据(步骤305，306)。更具体而 言，该处理基于以下从包括约ΙΟ-ΙΟΟΟΗζ的斯德鲁哈尔(Strouhal)频率范围的声学数据的谱特性来 识别并解释与泌尿系统中发生的尿流及相关过程有关的信息。当流体在尿道中流动时，产 生频谱中在斯德鲁哈尔频率以及该范围外具有一个或更多特性极大值的声音。斯德鲁哈尔 频率范围Fs可以由下面的关系表示Fs = Ks · V/D,其中V是流速，D是尿道直径，且Ks是值为0. 15-0. 2的斯德鲁哈尔系数且可以使 用表征流动方式的雷诺兹(Reynolds)数来精确地计算。适用于尿道流的雷诺兹数估计为Re = D · V/v,其中ν是流体的动态粘度。已知与流体沿通道的层状流相对应的雷诺兹数的范围为大约2，000-2, 300 (在这 些雷诺兹数处斯德鲁哈尔系数的值是 0. 1-0. 15，而湍流可以由在大约3，000-30，000的 范围内的雷诺兹数来描述)。在大约2，300-3, 000的范围内的雷诺兹数描述了具有层状流 和湍流二者的特征的流(对应于大约0. 2的斯德鲁哈尔系数)。斯德鲁哈尔范围外的频率 的声学信号峰也可能出现在尿流通过尿道期间所记录的声学信号中。这些峰尤其与诸如尿 道长度和尿道周长这些参数对尿流且因此对相应的声波所产生的影响相关。例如，与男性 尿道相关，尿道长度的影响对应于4kHz以上的频率。也可以观察到，管壁的弹性对于尿流行为的影响所导致的声波信号峰(共振)最 可能处于斯德鲁哈尔范围外的频率范围中。壁弹性相关的共振可以使用具有如下参数的弹 簧-质点模型(spring-mass model)来估计流体密度P，其等于1000Kg/m3，以及组织的 杨氏模量E，其等于大约104-105Pa。关于模型中的质量密度(考虑组织和流体质量)，它等 于约2-3g/cm2 (或者20-30Kg/m2)。模型中质量和弹簧弹性之间的关系导致几十赫兹的共 振频率，该共振频率略微取决于管道的内径。尿道中实际的壁弹性以及每个横截面的典型压力随着沿尿道轴前进而具有一定程度的变化。在尿道的最近部分(即与膀胱出口最近的部分)，静压比在更远端横截面处的 大，且杨氏模量也更高。因此，在排尿期间，相应声学信号的共振频率沿尿道而改变，且在开 始时较高而在结束时较低。因而，相对于沿着轴的位置以及在该横截面的静压，声学信号的 幅度可能在某一频率范围增加。表示尿流状况的声学信号主要处于斯德鲁哈尔范围内。这是因为如上所述，与诸 如尿道长度和尿道周长的其他参数相关联的那些频率处于斯德鲁哈尔范围外。返回参考图3A-3C，可以检测与70-150HZ频率范围内的层状(或类似层状的)尿 流的状况相对应的一个或更多信号峰(步骤30 。这种层状尿流表示尿道的非梗阻部分中 的尿流，且因此不管泌尿系统状况是否正常总是出现在所接收的声学信号中。使用上述等 式，与层状流相关的信号尤其可用于分析排尿量和尿流速。尿道梗阻(例如由于前列腺肥大)导致与层状尿流不同种类的湍流的或类似 湍流的尿流通过尿道。尿的这种湍流在与层状流的频率范围不同的频率范围(例如， 150-1000Hz)内产生附加的声学信号。因此，识别出湍流特有的典型的声学信号表示通过尿 道的尿流梗阻(步骤306)。发明人发现，第一层状流相关峰与第二湍流相关峰之间的关系(即，声学信号中 这种峰的频率和/或幅度)表示声学接收器接口与梗阻位置二者之间的距离以及梗阻范 围。这种关系还指示尿流率。可以使用参考数据(诸如尿道长度、尿道壁的弹性和尿道的 一个或更多部分中的尿道直径)计算流率(步骤307)。而且，可以根据声学测量来估计流 率在流动变得强时两个峰均向较高频率移动，而在流动变弱时两个峰均向较低频率移动。 因此，谱分析优选地覆盖超过70-150HZ范围的频率范围。因而，表示层状流和湍流的信号峰之间的关系可以提供表示尤其是主梗阻直径的 数据(步骤308)。这种关系可以计算为以下各项中至少一项第一峰和第二峰的幅度之比、 第一峰和第二峰的频率之间比或频率差、以及这些比/差在排尿期间和/或连续排尿期间 的时间变化。更具体而言，通过测量斯德鲁哈尔频率，由于前列腺而梗阻的尿道部分与未梗阻 的尿道部分之间的关系可以按如下方式描述。梗阻部分中的斯德鲁哈尔频率可以通过下面 的关系来计算F1 = 0. 2 · Y1ZO1,而非梗阻部分的相应斯德鲁哈尔频率是F2 = 0. 2 · V2/D2。如果流量Q恒定，则Q = V1 · S1 = V2 · S2,其中横截面积为S = π · D2/4。因此，V1 · D12 = V2 · D22,或者 V1A2 = (D1At2)2O如上所述，第一峰和第二峰的频率之间的关系可以表示梗阻和非梗阻的尿道直径 之间的关系。从前面的表达式可以获得下面的关系F1Z^F2 = C0 = V1 · O2ZY2 · D1 = (V1A2) / (D1A)2)。
C0是第一峰和第二峰的频率之间的关系。上述关系可以重写为如下V1A2 = C0 ‘ D2ZD1 ο使用上述表达式\丨\ = (D1ZD2)2,可以获得如下的关系C0 = (D2ZD1)3O或者，换句话说，尿道的非梗阻部分和梗阻部分中的直径之比与第一和第二斯德 鲁哈尔频率峰的三次方成反比。返回图3，控制单元操作以使用尿道的非梗阻部分和梗阻部分中的上述直径比，来 确定尿道梗阻程度(步骤309)。尿道梗阻程度对应于尿道流阻。而且，本发明的技术允许确定整个尿道以及其任意部分中的尿压的总值(步骤 310)。尿压Pd可以通过下面的关系来计算Pd = h · ρ · g/1000,其中h是水头损失(以米估计)，ρ是流体密度(kg/m3))且g是重力加速度(m/ s2)。在此方面，水头损失h可以如下计算h = f · (L/D) · (V2/2g)，其中f是摩擦因子，L是尿道长度，D是尿道直径，V是流体速度(米/秒)而g是 重力加速度。尿道长度、尿道直径和流体速度可以从参考数据获得或者通过任意合适的方 法预先测量。摩擦因数可以根据如此前所描述的那样计算出的雷诺兹数来估计。如果雷 诺兹数小于2300(即，尿流是层状的)，摩擦因数等于64/Re。当尿流是湍流(即，Re大于 3, 000)时，摩擦因素可以通过下面的关系来计算1/f2 = -1. 81og[ (6. 9/Re) + ((k/3. 7) L n)]，其中k是尿道粗糙度和尿道直径之间的关系。分别地，可以通过使用以下各项的值来执行尿道的非梗阻部分和梗阻部分的尿压 之比的计算尿道梗阻程度、以及诸如尿道直径、尿道长度和尿道壁的弹性的参考数据(步 骤311)。沿尿道的压力分布(例如通过声学接收器阵列所测量的)表示总尿压，因而可以 确定总尿压。总尿压尤其取决于膀胱中的尿量以及取决于膀胱肌的特性。这些参数每一个对泌 尿系统状况的影响与如下相关联肌肉的压力是偶然的(即，在排尿期间)且膀胱中的尿压 具有连续特征。因此，用于区分这些参数的影响的可能方法是在极短时间段内测量排尿，在 该极短时间段内可以忽略肌肉压力变化的影响，但是尿流率变化的影响显著。基于对排尿时间期间随时间变化的声学信号形式的声波数据的上述处理，本发明 提供了表示泌尿系统状况的输出数据(步骤31幻。输出数据可以包括但不限于排尿量 (即排尿率在排尿时间上的积分)、尿流速、尿流率、尿道梗阻程度、逼尿肌压力和膀胱中的 压力。输出数据可以与参考数据比较且向用户显示表示存在生理异常以及病理程度的比较 结果，用户可以是医生或患者本人。现在参考图4-5，其示出了使用用于检查表示泌尿系统状况的数据的本发明的技 术和相应参考方法的实验结果。图4A和4B示出了分别通过使用本发明的声学测量和常用方法(即尿流率测定)的尿流率的定量测量。从这些附图可以理解到，根据本发明的方法测量的尿流分布和通 过尿流率测定所测量的尿流分布是高度关联(发现图是一致的)。而且，发现最大尿流率 (Qfflax)和平均尿流率^avg)的计算数据十分相似。图5示出了对于多个患者实施本发明的技术所获得的数据的图形表示。附图示 出了，在以前诊断有膀胱出口梗阻的患者中和来自没有膀胱出口梗阻的控制组的患者中， 作为Oiax的函数、在最大尿流率(Qmax)(以每秒立方厘米(或毫升)来计算)的时间点处在 lO-lOOOHz的频率范围中的最高声学信号峰。在这些实验中，检查了诊断有膀胱出口梗阻的 或者具有正常和梗阻状况之间的边界的19个患者(年龄34-87，使用白色高亮标记)以及 从控制组选出的15个患者(年龄20-37，黑色高亮标记)。从图5可以清楚地看出，在14 个患者中发现涉及尿的湍流的、声学信号中高于200Hz的峰频率，该峰频率表示尿流梗阻 和相对高的逼尿肌压力(以Pdet高标记)。另外，在4个患者(所有都被诊断为处于正常 和梗阻状况之间的边界)中观察到涉及正常和梗阻状况之间的边界的(即，能够可疑地表 示尿流梗阻)、在150-200HZ频率范围内的声学信号峰。最后，在来自控制组的所有15个患 者中发现仅存在涉及层状尿流(70-150HZ)因而涉及非梗阻流和相对正常/低逼尿肌压力 (标记为Pdet正常)的峰频率。然而，应当注意，如果患者表现出高逼尿肌和膀胱压力和低尿流率，则现有泌尿学 方法认为患者具有梗阻状态。本发明的技术允许对患者的高逼尿肌或膀胱压力(即，梗阻 状况)进行统计检查，其中例如，所确定的高于200Hz的频率处的声学峰对应于小于IOcc/ s的Qmax。相反，可以诊断其中70-150HZ声学峰对应于高于lOcc/s的Qmax的患者为非梗阻 (健康)状态。本发明所属领域的技术人员可以意识到，尽管按照优选实施方式描述了本发明， 但是本公开所基于的概念可以容易地用作设计用于实施本发明的若干目的的其他结构系 统和处理的基础。在下面的方法权利要求中，用于表示权利要求中步骤的字母字符仅出于方便目的 而提供的，并不暗示执行步骤的任何特定顺序。而且，应当理解，本文所采用的措辞和术语用于描述目的，而不应理解为限制。最后，应当注意，贯穿所附权利要求，术语“包括”应解读为表示“包括但不限于”。因此，重要的是本发明的范围不应解读为由本文所提及的示例性实施方式限制。 在如所附权利要求书限定的本发明的范围内，可以有其他变型。
权利要求
1.一种用于监控患者泌尿系统状况的监控系统，该监控系统包括(a)声学组件，其包括至少一个声学接收器，各声学接收器适用于接收患者排尿期间的 声学信号，并且生成表示该声学信号的数据；以及(b)与所述声学组件通信的控制单元，该控制单元被配置为并且能够工作，用于分析从 所述至少一个声学接收器生成的、表示所接收的患者排尿期间的声学信号的数据，确定排 尿期间所述声学信号的时间变化，并且确定所述声学信号的相应谱数据，分析所述谱数据， 并且当检测出与尿流中湍流状况相对应的至少一个第一信号峰时，确定所述第一信号峰与 第二信号峰之间的关系，所述第二信号峰与层状尿流状况相对应，并且基于所述关系，确定 患者下尿路系统的状况并且生成表示该状况的输出数据。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述谱数据包括斯德鲁哈尔频率范围。
3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述谱数据包括约20-1000HZ的频率范围。
4.根据权利要求1所述的系统，其中，与层状尿流状况相对应的所述第二信号峰处于 70-150Hz的频率范围。
5.根据权利要求1所述的系统，其中，与湍流尿流相对应的所述第一信号峰处于 150-1000Hz的频率范围。
6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制单元被配置为并且能够工作，用于通过 确定所述第一信号峰和所述第二信号峰之间的所述关系的时间变化来分析所述谱数据，至 少所述第一信号峰的频率在排尿期间随时间而变化。
7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制单元被配置为并且能够工作，以通过计 算以下各项中至少一项来确定所述第一信号峰和所述第二信号峰之间的所述关系所述第 一信号和所述第二信号的幅度之比、所述第一信号和所述第二信号的频率之比、以及这些 比在排尿期间和/或连续排尿期间的时间变化。
8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制单元包括用于存储参考数据的存储单 元，该参考数据包括下述参数中至少一个参数的给定值或值范围尿道直径、尿道长度以及 尿道壁的弹性。
9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制单元被配置为并且能够工作，以向所述 谱数据应用预定模型，所述模型基于以下参数中至少一个参数的给定值或值范围尿道直 径、尿道长度以及尿道壁的弹性。
10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制单元被配置为并且能够工作，以处理 和分析所述第一信号和所述第二信号之间的所述关系、或者所述第一信号和所述第二信号 的所述关系在排尿期间的时间变化，以及计算或估计表示泌尿系统状况的以下参数中的至 少一个参数排尿时间期间的排尿量、尿流速分布、尿流率、尿道梗阻程度、膀胱中的压力、 以及逼尿肌压力。
11.根据权利要求1所述的系统，所述系统包括定位单元，该定位单元用于将所述至少 一个声学接收器定位在患者尿流附近，使得该接收器的声学界面在用于接收患者排尿期间 产生的声学信号的位置中。
12.一种用于监控患者泌尿系统状况的方法，该方法包括以下步骤(a)检测源于患者排尿期间尿流的声学信号，并且生成表示该声学信号的数据；(b)分析在排尿期间生成的所述数据，并且确定表示所述数据的谱数据；(C)分析所述谱数据，并且在检测出与尿流中湍流状况相对应的至少一个第一信号峰 时，确定与尿流中湍流状况相对应的所述信号峰与第二信号峰之间的关系，所述第二信号 峰与层状尿流状况相对应，并且使用所述关系来确定患者泌尿系统状况并且生成表示该状 况的输出数据。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，通过至少一个声学接收器实施所述声学信号 的连续检测。
14.根据权利要求12所述的方法，其中，所述谱数据包括斯德鲁哈尔频率范围。
15.根据权利要求12所述的方法，其中，所述谱数据包括约20-1000HZ的频率范围。
16.根据权利要求12所述的方法，其中，与层状尿流状况相对应的信号峰处于 70-150Hz的频率范围。
17.根据权利要求12所述的方法，其中，与湍流尿流相对应的信号峰处于150-1000HZ 的频率范围。
18.根据权利要求12所述的方法，其中，所述分析所述谱数据的步骤包括确定所述第 一信号峰和所述第二信号峰之间的所述关系的时间变化。
19.根据权利要求12所述的方法，其中，所述第一信号峰和所述第二信号峰之间的所 述关系表示以下各项中的至少一项所述第一信号和所述第二信号的幅度之比、以及所述 第一信号和所述第二信号的频率之比。
20.根据权利要求12所述的方法，其中，所述分析所述谱数据的步骤包括向所述数据 应用预定模型，该预定模型基于以下参数中的至少一个参数的给定值或值范围尿道直径、 尿道长度和尿道壁的弹性。
21.根据权利要求12所述的方法，其中，表示泌尿系统状况的所述输出数据包括以下 各项中的至少一项排尿时间期间的排尿量、尿流速分布、尿流率、尿道梗阻程度、尿道流 阻、膀胱中的压力以及逼尿肌压力。
22.一种用于监控患者泌尿系统状况的诊断工具，该诊断工具根据权利要求12至21中 任一项所述的方法配置和操作。
23.一种用于监控患者泌尿系统状况的方法，该方法包括以下步骤分析与源于患者 排尿期间尿流的声学信号相对应的谱数据；并且当检测出与尿流中湍流状况相对应的至少 一个第一信号峰时，确定所述第一信号峰与第二信号峰之间的关系，所述第二信号峰与层 状尿流状况相对应；以及使用所述关系来确定患者泌尿系统的状况并且生成表示该状况的 输出数据。
24.一种适用于接收表示一系列声学信号的数据的计算机系统，各个声学信号与相应 排尿时间期间的测量相对应，所述计算机系统被配置为并且能够工作，用于处理所述数据 以确定与各个所述声学信号相对应的谱数据，分析所述谱数据，并且当检测出与尿流中湍 流状况相对应的声学信号中的至少一个第一信号峰时，确定所述第一信号峰与所述声学信 号中的第二信号峰之间的关系，所述第二信号峰与层状尿流状况相对应，并且基于所述关 系，生成表示所述声学信号所源于的患者泌尿系统的状况的输出数据。
全文摘要
提出了用于监控患者泌尿系统状况的监控系统和方法。该监控系统包括声学组件，该声学组件包括至少一个声学接收器，该声学接收器适用于在患者排尿期间接收声学信号并且生成表示声学信号的数据。监控系统还包括与声学组件通信的控制单元。控制单元被配置为并且能够工作，用于分析表示患者排尿期间连续接收的声学信号的所述生成的数据，获得排尿期间声学信号的时间变化且确定声学信号的相应谱数据。控制单元还分析谱数据，并且当检测出与尿流中湍流状况相对应的至少一个第一信号峰时，确定所述第一信号峰与第二信号峰之间的关系，第二信号峰与层状尿流状况相对应。基于所述关系，控制单元确定患者下尿路系统状况并且生成表示该状况的输出数据。
文档编号A61B7/00GK102065755SQ200980122134
公开日2011年5月18日 申请日期2009年5月13日 优先权日2008年5月13日
发明者奥利·萨哈尔, 梅纳什·沙哈尔 申请人:P斯夸尔医药有限公司