用于测量动脉流体学的系统及方法与流程

本发明通常涉及用于测量动脉的系统及方法，且确切地说，涉及用于测量与动脉中的血液有关的参数的系统及方法。

用于测量动脉血流平均速度的常规方法包括多普勒超声心动图显像及心肌导管插入术。用于测量动脉中的血流平均速度的非侵入性多普勒超声心动图显像采用在动脉外部的多普勒换能器来将超声波传输到动脉，并且必须进行所述非侵入性多普勒超声心动图显像，以便以不超过约15度的角度从血液流动方向将声波引导到动脉。在其它方面，血流平均速度测量并不精确。对于人体的某些部位，这种测量可能并非是切实可行的。常规心肌导管插入术无法提供对心输出量的连续测量。因此，需要提供用于测量动脉血流平均速度和具有心功能的相关导出指数的心输出量的经改善系统及方法。

技术实现要素：

本发明的一个实施例是关于一种用于在动脉中进行测量的设备，其包含：多普勒导管，所述多普勒导管包括多普勒换能器及连接到所述多普勒换能器的接线；及其中具有导槽的拉长导管主体，其用于容纳所述多普勒导管的接线。所述主体具有近端和远端；其中所述电线在导槽中可相对于导管主体移动，以使得在导管的远端已插入动脉后，多普勒换能器和接线能够穿入到近端处的所述导槽中，直到多普勒换能器出现在所述主体的远端处的导槽之外，以用于在动脉中进行超声波测量。

本发明的另一实施例是关于一种用于测量动脉中的血流平均速度的方法，其包含：将具有近端及远端的拉长导管主体插入动脉中，以使得远端定位在动脉中用于测量血流平均速度的所需位置处，所述主体在其中界定其中的导槽。其后将包括多普勒换能器及连接到所述多普勒换能器的接线的多普勒导管插入主体的近端处的导槽中，以使得多普勒换能器穿过并延伸到待定位在所述所需位置处的导槽之外。进行使用所述多普勒换能器在所述所需位置处对动脉中的血流平均速度的超声波测量。

本发明的又另一个实施例是关于一种用于在动脉中进行测量的设备，其包含多普勒导管，所述多普勒导管包括多普勒换能器、第二换能器及连接到所述多普勒换能器及所述第二换能器的接线。多普勒导管适用于插入及从拉长导管主体中的导槽中取出，所述拉长导管主体在其中具有导槽，用于容纳所述多普勒导管的接线。主体具有近端和远端；其中所述接线在导槽中可相对于导管主体移动，以使得在导管的远端已插入到动脉中之后，多普勒换能器、第二换能器及接线能够穿入到近端处的所述导槽中，直到多普勒换能器及第二换能器出现在所述主体的远端处的导槽之外，以用于进行动脉中的超声波测量及所述动脉的横截面尺寸的测量。

本文所引用的所有专利、专利申请案、文章、书籍、说明书、其它公开案、文件及事物在此出于所有目的以其全文引用的方式并入本文中。在任何所并入公开案、文件或事物与本文件的文本之间的术语的定义或使用的任何不一致或冲突的程度上，本文件中的术语的定义或使用应占优势。

附图说明

相同组件在本文件中由相同编号标记。

图1A是心输出量多普勒导管及动脉导管的透视图，用以说明本发明的一个实施例。

图1B是图1A的在图1A中的圆1B内的部分的分解图。

图2是图1A的心输出量多普勒导管的透视图，其中多普勒换能器延伸穿过Y形连接器并插入动脉导管中。

图3是包括多普勒换能器的多普勒导管的一端和用于保护多普勒换能器的罩盖的横截面图。

图4是图1B的Y形连接器及连接到Y形连接器的动脉导管的近端的横截面图。

图5是图1B的Y形连接器及包括多普勒换能器、接线及套筒的一部分的多普勒导管的一部分的横截面图。

图6A是图1A的心输出量多普勒导管及动脉导管及具有连接到注射器的端口及用于连接到压力换能器的另一端口的连接器的部分透视图及部分横截面图，用以说明本发明的一个实施例的应用。

图6B是图6A的多普勒导管及动脉导管在图6A中的圆6B内的一部分的分解图。

图7A是心输出量多普勒导管的一部分的组件的透视图，用以说明具有两个换能器的本发明的替代实施例。

图7B是图7A中的心输出量多普勒导管的一部分的组件在组件组装后的横截面图。

图7C是图7A、图7B的心输出量多普勒导管在图7B中的圆7C内的一部分的横截面图，用以说明电源引线和接地引线连接到多普勒换能器。

图7D是图7A、图7B的心输出量多普勒导管在图7B中的圆7D内的一部分的横截面图，用以说明电源引线和接地引线连接到换能器。

图7E是图7A的心输出量多普勒导管的一部分的组件在组件组装后的横截面图。

图8是人体部位(包括心及肺)的示意图。此示意图也展示多普勒绒尖染色导管的位置并展示可用于确定身体的一部分中的血液流动的计算机。

图9是多普勒导管300的远端的部分透视图及剖视图，用以说明原申请案中的实施例的另一替代实施例。

图10是图9的多普勒导管300的横截面图。

图11是多普勒导管300的一端的透视图，其展示开放腔。

图12是多普勒导管330的一端及动脉导管350的透视图，展示多普勒导管相对于动脉导管350处于偏离中心位置。

图13是图12的多普勒导管330及动脉导管350的横截面图。

相同组件在本文件中由相同编号标记。

具体实施方式

图1A是心输出量多普勒导管12及动脉导管14的透视图，用以说明本发明的一个实施例。图1B是图1A中的设备在图1A中的圆1B内的部分的分解透视图。不同于发送来自人体外的部位的超声波的用于测量血流平均速度的常规多普勒超声心动图显像，希望将图1A的心输出量多普勒导管放置在动脉内。在图1A的实施例的一个应用中，首先将动脉导管14的远端14a插入到动脉(图中未示)中，直到其远端14a定位在动脉中需要用于进行超声波测量的部位处或附近。接着在动脉导管的近端14b处，将含有多普勒换能器12a及与其连接的电线12b的心输出量多普勒导管12的远端12'插入动脉导管的主体中的导槽14c(参见图4、图6B)中，其中所述插入引起多普勒换能器12a及电线12b相对于导槽移动，直到多普勒换能器12a离开动脉导管的远端14a并定位在动脉中用于进行超声波两侧的所需部位处。

接着以常规方式使用多普勒换能器12a来进行超声波测量。图2是图1A的心输出量多普勒导管12的透视图，其中含有多普勒换能器12a的多普勒导管12的远端12'通过优选地Y形连接器16插入动脉导管中。图6B展示当多普勒换能器12a放置在适用于在动脉进行超声波测量的位置处时，多普勒换能器12a与动脉导管的远端14a的相对位置。如图6B中所示，心输出量多普勒导管12的接线12b在动脉导管14的导槽14c内部，其中接线和多普勒换能器12a的一部分在导槽14c的外部，以便放置在动脉中适用于进行血流平均速度的超声波测量的部位处。多普勒换能器12a受到图7A中更明确展示的多普勒绒尖层12e保护。

以上布置的优点在于：由于多普勒换能器12a放置在其正测量的动脉中，多普勒换能器可定位成在基本上平行于血液流动的方向上发送超声波且这极大地改善了对动脉中的血流平均速度的超声波测量的精确性。另一优点在于可提供对心输出量的连续测量。

如图1A和图1B中所示，处于Y形连接器16的远端的第一端口16a在动脉导管的近端14b处附接到动脉导管14。如图2中所示，导管12(含有多普勒换能器12a)的远端12'和附接到所述换能器的接线12b穿过Y形连接器并插入动脉导管14的主体内的导槽(展示于图4及图6B中)。如图1A及图1B中所示，心输出量多普勒导管12包括远离多普勒导管12的近端12”的连接器12c及处于其近端12”的另一连接器12d。心输出量多普勒导管12还包括围封并保护接线12b免受环境影响的套筒12f。接线12b可相对于连接器12c移动，以使得当接线从其基本上全部由套筒12f围封的位置(如图1A中所示)移动到如图2中所示的位置(其中大部分接线12b延伸到套筒外并插入动脉导管14的导槽中)时，接线12b(及换能器12a)的远端在前向方向18上移动越过连接器12c及Y形连接器16。但当接线12b从导槽中取出并在与方向18相反的方向上越过连接器12c移回到套筒12f中时，连接到换能器12a的接线12b的远端接着定位在连接器12c附近，如图1A中所示。

Y形连接器16在其近端处具有第二端口16b，所述第二端口经成形以使得所述端口与连接器12c(展示于图5中)配合以在动脉导管14与心输出量多普勒导管12之间形成稳定及坚固的连接。在导管12的远端12'中的多普勒换能器12a和接线12b可相对于端口16a移动，且这种稳定连接以便将多普勒换能器12a及接线12b插入动脉导管14中的导槽中或从动脉导管14中的导槽中取出。

套筒12f比接线12b短，使得当从动脉导管14中的导槽中取出接线时，所述套筒限制接线从导槽中取出的程度。图3是含有多普勒换能器的多普勒导管的远端12'和用于保护多普勒换能器的罩盖22的横截面图。如图3中所示，罩盖22经成形为在多普勒导管并未连接至动脉导管主体时与连接器12c配合，以围封并保护多普勒换能器12a。连接器12c还在多普勒换能器插入到动脉导管14的主体中的导槽中时对多普勒换能器12a定心。

图4是图1B的Y形连接器的横截面图，其中多普勒导管12的接线12b未在动脉导管的导槽14c中。如图4中所示，动脉导管14的近端14b插入Y形连接器16的远端16a中且收缩管17通过热收缩程序紧密地贴合在动脉导管14与Y形连接器16之间的连接上，以减小动脉导管14上的应力及动脉导管14断裂的机率。Y形连接器16包括Touchy Borst阀，其在施加沿方向18的纵向压力以防止血液渗漏越过插入动脉导管14的导槽中时的多普勒导管12及周围时，在多普勒导管12周围绷紧

图5是图1B的Y形连接器、动脉导管14的近端14b及包括接线12b及套筒12f的一部分的多普勒导管12的一部分的横截面图，其中多普勒导管12的接线12b处于动脉导管14的导槽14c中。如图5(未按比例绘制)中所示，导槽14c具有横截面尺寸，其使得在含有接线12b的多普勒导管12与导槽14c的表面之间存在间隙19。这使得甚至在接线12b处于导槽14c的情况下在连接器16的第三监测/灌注端口16c(也展示于图4中)与放置动脉导管的动脉之间有清晰路径。因此，甚至在多普勒导管12插入并由导槽14c容纳的情况下，仍有可能通过连接器16的监测/灌注端口16c来监测动脉中的血压，以使得患者的血压可得到监测，同时进行动脉中的血液平均速度的超声波测量。当然，当多普勒导管12不在导槽中的情况下，也可监测动脉中的血压。连接器16的监测/灌注端口16c也可用于灌注或注入物质，例如类晶体或过度营养流体。因此，当如上文所述来测量血液平均速度时，或当多普勒导管并未用于测量血液平均速度且接线12b不在导槽14c中时，还可在动脉中或从动脉进行血压监测、物质灌注或注入及血液样本获取。这些功能可通过将适当设备经由端口连接器21连接到监测/灌注端口16c来进行，所述端口连接器21连接到端口16c并安装在端口16c上方，如图5中所示。当未使用时，端口16c及在Y形连接器16的近端16b处的端口可借助于连接器23围封，如图4中所示。

优选地，动脉导管14的拉长导管主体包含一材料，所述材料足够牢固以使得主体能够插入到动脉中，但足够有弹性以沿动脉中的转弯(例如新生儿的脐动脉中的转弯)弯曲。在一实施例中，动脉导管14的拉长导管主体包含聚氨酯材料。虽然连接器16优选为Y形，但将理解，连接器16可为除Y以外的形状；这些变化在本发明的范围内。优选地，连接器16的监测/灌注端口16c定位在分别处于连接器的远端和近端的端口16a与端口16b之间。

图6A是图1A的心输出量多普勒导管12及动脉导管14和具有连接到另一连接器24的监测/灌注端口16c端口的连接器16的部分透视图及部分横截面图，用以说明本发明的一个实施例的应用，所述另一连接器24具有两个端口：连接到注射器26的端口及连接到压力换能器28的另一端口。连接器24含有在其中的阀(图中未示)，以允许注射器26或压力换能器28而非所述两者在任何时间连接到端口16c。心输出量多普勒导管12的一部分截短且并未展示于图6A中。图6B是图6A的多普勒导管及动脉导管在图6A中的圆6B内的一部分的分解图。如图6A中所示，通过连接器16及24，可借助于压力换能器28来监测动脉中的血压，从而在输出端处提供压力读数。也可借助于注射器26将物质经由连接器16及24注入到动脉中。

图7A是心输出量多普勒导管112的一部分的组件的透视图，用以说明具有两个换能器的本发明的替代实施例。图7B是图7A中的心输出量多普勒导管的远端的组件在组件组装后的横截面图。图7C、图7D是图7A、图7B的心输出量多普勒导管的部分的横截面图，用以说明电源接线和接地接线连接到两个换能器。

如图7A中所示，代替如在上述实施例中仅具有一个多普勒换能器12a，图7A至图7E的心输出量多普勒导管112包括至少两个换能器：如在上述实施例中的多普勒换能器12a，而且包括至少第二换能器52。换能器12a、52包括分别展示于图7A中的压电晶体#1及#2。心输出量多普勒导管112包括用于压电晶体#1的外壳114，所述压电晶体#1由外壳114保护，及来自动脉环境的匹配层12e。电源引线116电连接到压电晶体#1，且任选的接地引线118优选地电连接到外壳114(在图7A中以虚线展示的连接)。心输出量多普勒导管112还包括用于压电晶体#2的外壳124，所述压电晶体#2由外壳124保护，及来自动脉环境的匹配层122。电源引线126电连接到压电晶体#2，且任选的接地引线128优选地电连接到外壳124(在图7A中以虚线展示的连接)。外壳114及124随后通过护套1的部分132、134和护套2的部分136连接在一起，以形成心输出量多普勒导管112的远端，其中引线116、128、126、128容纳在所述部分内。图7B是图7A中的心输出量多普勒导管112的远端的组件在组件组装后的横截面图。

图7C是图7A、图7B的心输出量多普勒导管在图7B中的圆7C的一部分的横截面图，用以说明电源引线和接地引线连接到多普勒换能器12a。图7D是图7A、图7B的心输出量多普勒导管在图7B中的圆7D内的一部分的横截面图，用以说明电源引线和接地引线连接到换能器52。除了采用额外换能器(例如换能器52)连同相关联引线或接线之外，图7A至图7E的替代实施例以与图1A至图6B的实施例相同的方式使用相同组件和功能来测量血流平均速度。

具有用于多普勒导管12的侧面上的至少第二换能器的优点在于此第二换能器可用于测量动脉的横截面尺寸。这可通过仅仅检测声波行进时间及其在第二换能器与动脉的邻接壁之间的反射来完成。可接着从所测量的时间及血液中的音速来计算换能器与动脉壁之间的距离。如果可假设多普勒导管12放置在动脉的中心轴处且动脉具有基本上圆形的横截面，那么可从此时间测量并从血液中的音速来计算动脉的横截面尺寸。如果动脉并不具有基本上圆形的横截面，那么采用定位在多普勒导管的圆周或周界周围的不同位置处的额外换能器将在动脉的圆周或周界周围的多个位置处提供对多普勒导管与动脉壁之间的距离的测量，以产生动脉的多个(例如，至少两个)横截面尺寸。或者，代替使用位于多普勒导管12的侧面的超过一个换能器(侧换能器)，多普勒导管12可在动脉中旋转，以使得仅单侧换能器用以在多普勒导管相对于动脉的两个或更多个不同角向定向处测量动脉的多个(例如，至少两个)横截面尺寸。接着可从以上测量导出动脉的更精确的横截面尺寸。

由多普勒换能器提供的超声波测量提供血流平均速度。接着可从此平均速度及动脉的横截面尺寸来计算血容量流量及心输出量。当如上文所描述来测量血液流动，或当多普勒导管并未用于测量血液流动且多普勒导管不在导槽14c中时，可在动脉中或从动脉进行血压监测、物质灌注或注入及血液样本获取。

新生婴儿，尤其是早产婴儿，常在出生时具有心肺问题。这些问题可能与如呼吸窘迫症候群中的肺病或出生时由于先天性畸形或出生时失血而减少血容量所引起的问题有关。使这种问题更加严重的是开放性动脉导管(PDA)，其使血液在肺动脉与主动脉之间在两个方向上分流。结果是存在不良血氧合作用或肺部出血——这通常被称为换气(V)灌流(P)失配。无法利用目前可用的装置来不断获得血液流动的方向或定量测量值。经由脐动脉导管(其绒尖位于主动脉中)来测量血压，以反映/粗略估计血液流动及心输出量——其在管理并患病婴儿方面是极不精确及次佳的。此外，精确的流量或心输出量显示对于适当地规定利用药剂的介入、换气或血容量是关键的，以矫正V/Q失配。

以上不同实施例可用于信息的测量及显示，如美国专利5,433,205中所描述，所述美国专利以全文引用的方式并入本文中。从此专利中取用以下部分来说明可如何使用以上不同实施例。本文件的图8含有与美国专利5,433,205的图1相同的信息。美国专利5,433,205描述了一种使用多普勒绒尖染色导管产生血液流动穿过动脉的指示以用于确定穿过新生儿患者的动脉导管的分流部分的方法。在本申请案中的本发明的一实施例提出的方法使用具有留置多普勒探针的常规导管来测量心输出量或流量，并定量穿过新生婴儿(尤其是早产婴儿)的PDA的分流部分。

图8是身体部位(包括心脏210及肺部212)的示意图。心脏分成右心房210a及右心室210b，及左心房210c及左心室210d。肺动脉214将右心室210b连接到肺212。主动脉216是血液经其到达身体不同部位的通路。在胎儿及新生儿患者中，肺动脉214及主动脉216由动脉导管218连接。

图8展示导管可放置在动脉中以确定患者的血流量的两个位置。多普勒绒尖染色导管220(其可为上述实施例中的任一者)向下定位穿过心脏，越过肺动脉214中的动脉导管。注意，多普勒绒尖染色导管220a的绒尖靠近但背对动脉导管218。多普勒绒尖染色导管222经放置穿过脐带，向上穿过主动脉216到达靠近及面对动脉导管218的位置。可利用多普勒绒尖染色导管以一种方式来确定血流中的血液速度，所述方式使得可从血液平均速度及血管的横截面积来计算心输出量或血流量Q。使用在所发射信号与所接受信号之间的多普勒频率偏移来确定平均速度。此偏移与血流速度成比例。

监测换气灌流匹配的重要部分是监测身体中的血流量。当患者在生命维持系统上时，在压力下将高浓度的氧气泵送到肺部212。因此，如果可用于气体交换的肺部212的表面积因疾病(例如肺炎)而减小，那么较高浓度的氧气将通过可用的表面积提供足够量的氧气到身体。有时，肺部212往往会衰竭或具有不良顺应性，如在早产婴儿中。递送氧气及打开肺部的压力随后变成必要的。然而，多余压力将过扩张肺泡及将周围的血液挤出，导致血液用于气体交换的可用性不足。在此情况下，换气V由于过扩张而提高；然而，Q由于挤压效果而减小。导管220a将展示减小的流量。相反，如果压力不足，那么血液供应仍充足，但气体供应减少——正常Q以及减小的V。请注意，氧气浓度可为适当的，仅仅降低了可用于气体交换的表面积。在最后一种情况中，导管220a将展示正常流量。

通过导致身体氧合不足的任何条件以松散方式使用从右至左分流。从左至右分流是指给肺部的多余血液供应。

动脉导管218使以上图片变得复杂。如果在肺动脉、到腹部的主血管及主动脉、身体中的主血管之间的此导槽未关闭，那么血液采用最小电阻的路径并可完全绕过肺部。这种效果由多余压力或上述肺部的过扩张而引起——具有V/Q>1的从右至左的分流。另一方面，主动脉中的压力一般比肺动脉的压力高。因此，如果导管是开放的，那么血液将泄露回肺部——具有V/Q<1的从左至右的分流。导管222a将展示逆行流动且导管220a将展示增加的顺行流动。这假设了正常V/Q＝l。

放置在患者的动脉中的多普勒绒尖染色导管可帮助确定通过动脉导管18的分流部分。来自多普勒绒尖染色导管的频率偏移信号将提供朝向(顺行)或远离(逆行)导管的血液流动速度。频率偏移信号的正面部分给出穿过主动脉216到达身体的顺行血流流动的指示。负面部分产生穿过动脉导管218的逆行血液流动的从左到右分流的指示。以此方式，可确定穿过动脉导管218的分流部分。替代地，图8的多普勒绒尖染色导管220将具有频率偏移数据的逆行部分，其对应于从右心室210d到肺部212的血液流动，以及展示穿过动脉导管218的从右到左的分流的顺行部分。来自连接到导管的速度计的信号可设置成测量朝向(顺行)或远离(逆行)导管的血液流动速度。计算机224中的软件切换速度计以便每50毫秒交替地分析信号的顺行及逆行部分。

以上部分基本是从美国专利5,433,205中取用。可如上文所描述放置多普勒导管12及112的动脉可为桡动脉、肺动脉、股动脉或脐动脉。在动脉是新生儿患者的脐动脉的情况下，用于定位多普勒换能器12a的所述位置接近患者的开放性动脉导管，且超声波测量测量顺行及逆行血液速度。可使用图8的计算机224来进行以上提及的分析及计算。如上文所描述，可在进行多普勒超声波测量的同时监测血压。因此，在需要时，血液速度(或在多普勒导管112的情况下的血液流动)及关于血压测量的信息两者可基本上同时实时及连续地显示于图8中的显示器226上。

心肌辅助装置250可放置在主动脉216中，如图8中所示，或放置在左心室210d(以虚线展示为250')中。如果放置在主动脉216中且导管220a处于图8中所示的位置，那么导管220a可如图8种所示用来测量主动脉及心肌辅助装置中的合并的血液流动的速度。如果放置在左心室210d中，导管220a可前进到串列或心肌辅助装置250'内的位置(图中未示)，以测量心肌辅助装置250'中的血液速度。如果将以此方式来使用导管220a，那么导管220a的拉长导管主体可包含足够硬以串列放置或放置在心肌辅助裝置内的材料，并可含有金属。

还可从上述的多普勒测量的结果导出收缩时间间隔参数。关于所述导出的细节，请参开Ahmed等人的《在测量男性左心室心肌层的收缩状态时的收缩时间间隔(Systolic Time Intervals as Measures of the Contractile State of the Left Ventricular Myocardium in Man)》，Journal of the American Heart Association,Circulation，卷XLVI，1972年9月，第559页至第571页。可使用图8的计算机224进行根据以上提及的多普勒测量的结果的导出。

也可从上述多普勒测量的结果来导出心脏收缩性及血液流动的舒张衰减。关于所述导出的细节，请参见Mason DT等人的《心肌收缩性的评估(Assessment of Cardiac Contractility)》，Circulation 1971年7月，44(l)47-58，及Milstein J等人的《使用舒张压力分析的开放性动脉导管的评估(Assessment of Patent Ductus Arteriosus shunting using diastolic pressure analysis)》，J of Pediatrics Jan.1979；v94,Nol 122-126。可使用图8的计算机224进行根据以上提及的多普勒测量的结果的导出。

图9是多普勒导管300的远端的部分透视图及剖视图，用以说明本申请案的实施例的另一替代实施例。如图9中所示，多普勒导管300包括压电晶体312、基本上圆柱形的导管壁314、电源引线316及接地引线318，两个引线均编绕到导管壁314中以用于驱动压电晶体312。因此，代替采用与在上述多普勒导管一样是直线式的电源引线及接地引线，所编绕的电源引线316及接地引线318为螺旋形形状，其使得多普勒导管300更具可挠性及容易操控动脉中的转弯，例如脐动脉中的转弯。图10是图9的多普勒导管300的横截面图。如图9及图10中所示，电源引线316的末端316a电气及物理连接到压电晶体312，且接地引线318电气及物理连接到与压电晶体312接触的导电层320。因此，当跨越电源引线316及接地引线318施加电压时，所述电压将引起压电晶体312发射用于动脉的多普勒测量的超声波。压电晶体312由多普勒绒尖匹配层312e保护。如图10中所示，电源引线及接地引线的末端316a、318a及其与压电晶体312及层320的连接嵌入背衬层322中，以确保这些连接在随时间重复利用多普勒导管300之后并未变得松散。

在图7C及图7D中的多普勒导管的实施例中，接地引线可直接或通过连接层(图7C及图7D中未示)连接到压电晶体，所述连接层与压电晶体接触，类似于层320的功能，其中所述连接层形成外壳的一部分(例如，图7A的外壳114及124)。

压电晶体312及匹配层312e在其中具有匹配孔(如图9至图11所示)，以提供用于动脉中的血液的额外导槽。这可增加血压监测的精确性，并便于在动脉中或来自动脉的物质灌注或注入及血液样本获取。

代替定心在动脉导管中，多普勒导管330可定位在处于动脉导管350内或相对于动脉导管350的偏离中心位置处，如图12中所示。图13是图12的多普勒导管330及动脉导管350的剖视图。导管330可具有与具有一个或多于一个上述压电晶体的多普勒导管的一些实施例的构造，例如，图1A的多普勒导管12或图7A中的多普勒导管112，或可具有与图A、B和C的多普勒导管300类似的构造。

如图13中所示，多普勒导管330具有类似于图9至图11的多普勒导管300的构造，不同之处在于：电源及接地引线并未编绕到导管壁中，而相反是直线。电源及接地引线可以与图9及图10中所示的方式类似的方式连接到压电晶体。压电晶体及匹配层在其中可具有或可不具有匹配孔。

虽然上文已参照各种实施例来描述本发明，但将理解，可在不脱离本发明的范围的情况下作出变更及修改，所述范围将仅由所附权利要求书及其等效物来界定。