传感装置、设备和系统及其操作方法

专利名称：传感装置、设备和系统及其操作方法
技术领域：
本发明涉及一种传感装置、传感设备和传感系统。本发明还涉及操作 这种装置、设备和/或系统的方法。本发明具体涉及收集生物学数据和/或 信息，但不仅限于此。本发明具体用于这样一些系统，其中带有传感器的可吞服胶嚢被患 者吞服，并通过无线电或其它通信线路将收集到的数据从体内传送至体 外的基站。但是本发明不限于这些应用，还可以用于设计植入人体的传 感装置。本发明也可以用于局部施用，例如创伤敷料。本发明还可以用 于动物，尤其但不限于诸如牛、羊和猪的农业牲畜。不仅可用于哺乳动 物，还可应用于非哺乳动物，例如养鱼场的鱼。公知的可吞服胶嚢引入用作传感器的微型照相机，在该照相机穿过 胃肠道期间，其获得胃肠道的一系列图像。该相机获得的图像通过无线 电通信线路发送至基站。然后，专业操作人员对该系列图像进行检查， 找出胃肠道中的异常之处。这些图像可以提供有用的诊断信息，但是需 要专业操作人员对每位患者花费大量时间。发明内容本发明采用三种相关发展的形式，如下文所示。每一种发展具有几 个方面。可以理解，除非上下文另有要求，任意发展的方面可相互结合。 与此类似，除非上下文另有要求，优选和/或任选的特征可单独或一起 与任意发展的任意方面相结合。第一发展本发明的第 一发展中，本发明人已经意识到对公知的可吞服胶嚢的 照相机传感器提供可选择的传感器是有利的。特别地， 一些胃肠道疾病 很难用照相机传感器进行检测。例如，胃肠道出血是几种疾病的共同症状，例如克罗恩氏病(Crohn'sdisesase)、溃疡性结肠炎、溃疡和癌症。 胃肠道出血可被忽视，直到出现其它症状例如贫血或者是粪便中出现鲜 血时才引起注意。到那时，疾病通常进入了晚期。就肠癌而言，息肉在
癌变之前就经常出血。因此，如果这些情况能提前检测到，那么息肉就 能够安全切除，癌症就能够成功治疗。用于检测粪便中存在的血液的粪便潜血(FOB)测试是公知的。这些 检测方法通常基于血红蛋白的过氧化物酶样行为或基于免疫测定。一种公知的FOB测试使用愈创树脂浸渍卡。愈创树脂(从树中提 取)在氧化试剂存在时会变色。这些测试方法使用的事实是，血红蛋白 催化由过氧化氢导致的愈创树脂中酚类化合物(oc-愈创木酴酸)的氧 化，形成高度共轭的蓝色醌化合物。在基于愈创树脂的粪便潜血(FOB) 测试中，患者将粪便样品涂在愈创树脂浸渍的卡上。在将卡片送去分析 之前，通常要求对三种粪便中的每一种收集两个样品。在分析实验室里， 将过氧化氢显影剂溶液涂于所述卡上，如果样品中存在血液，结果就会 出现蓝绿色。上述粪便潜血法可用于筛选测试，其中患者通过邮件或者本地医生 接受测试，患者采集他们自己的粪便样品并将其涂敷在卡片上，然后将 卡片送回实验室进行分析。这些测试的接受因人而异，尤其是在老年人 和不同种族或社会背景的人当中差别很大，其原因可能是采集样品并将 其涂于卡上让人^f艮不愉快。因此，在第一发展的第一方面中，本发明提供一种传感装置，其包 括第一模块和笫二模块，所述笫一模块具有控制器、发送器和传感器元 件阵列，所述控制器能够独立于所述阵列中的其它元件而激活所述阵列 中的一个或多个传感器元件，以便在不同的时间通过所述阵列中不同的 传感器元件从所述阵列获得传感器输出，所述发送器配置为将来自所述 传感器输出的传感器数据从所述第一模块发送至所述第二模块的接收 器，其中每个传感器元件为生物传感器，用于检测用所述传感器阵列所 处环境中相同分析物的存在。优选地，第一模块适合于(i) 可吞服，以穿过人体或动物体；(ii) 可植入人体或动物体；或(iii) 置于人体或动物体的表面位置。对于应用(i),这对第一模块的物理尺寸和形状具有限制。关于形状， 通常第一模块为长形，长径比为2.5:1或更高，优选3:1或4:1，或者更 高。当然，具体尺寸取决于笫一模块将通过的胃肠道。对于应用(ii)， 一模块在尺寸和形状方面一般限制较少。但是，对于应用(i)和(ii)而言， 第一模块应由生物相容性材料和/或无毒材料形成。对于应用(iii)，第一 模块优选具有平坦形式，可选柔性形式。例如，可将第一模块提供在身 体创伤处，优选在创伤敷料上或创伤敷料内。优选地，每个传感器元件只能被激活一次，以尝试检测所述环境中 所述分析物的存在。这样，优选每个传感器元件只能被操作一次。通常 这是因为传感器元件依赖于使用至少 一种反应物的化学反应，在传感器 元件中使用反应物进行测量意味着传感器元件不能实现更多次的测量。优选地，传感器输出对应于以下至少一种分析物状态分析物存在； 分析物不存在；所检测分析物浓度的定量测量。因此，每个传感器元件 可以能够提供分析物浓度的测量。但是，在某些实施方案中，每个传感 器只要能够确定分析物浓度是否高于某一阈值(分析物存在)或者低于 某一阈值(所述分析物不存在)就足够了。优选地，分析物是血液、或血红蛋白、或血液的其它成分、或血液 的降解产物。作为选择，分析物可以是其它体液或其成分，例如内腔、 消化酶、食物或食物消化的产物，或者伤口液。优选地，阵列中传感器元件的激活允许存在于传感器元件环境中的 分析物对第 一反应物和第二反应物之间的化学反应进行催化，而传感器 元件对所述化学反应的检测确定所述传感器元件的输出。优选地，每个 传感器元件包括容纳至少第一反应物的反应物空间。该反应物空间也可 以容纳第二反应物。第二反应物可以与所述第一反应物接触。第一和第 二反应物可采取分层的方式相互接触，或者是一种反应物位于另 一反应 物内的島，或者是一种反应物位于另一反应物内的颗粒的形式.通常，相互反应性，因而决定传感器元件的有效贮藏期限。优选地，反应物空间通过半透膜与电解质空间相隔离。半透膜可透 过氧、氧离子、质子或其它预定物质。电解质空间通常具有工作电极、 反电极和任选的参比电极，电极与电解质空间内的电解质电接触。这样， 电极可用于监测反应物空间内的第 一和第二反应物之间的反应，例如， 通过第 一和第二反应物之间的反应所产生的氧或氧离子进行监测。优选地，在激活传感器元件时，反应物空间可暴露于环境。每个传 感器元件可以包括覆盖反应物空间的盖构件，所述盖构件可至少部分可 移除以允许暴露所述反应物空间。优选地，可通过对盖构件施加电压而 至少部分可移除该盖构件。电压可引发盖构件的腐蚀、溶解、熔融、升 华和断裂中的至少一种。优选地，第一反应物包括OC-愈创木酚酸或其衍生物。优选地，第二 反应物是在催化剂存在时能够氧化第 一反应物的介质。优选地，传感器阵列提供在第一模块的外表面，以与第一模块所处 的环境相接触。这样，每个传感器元件可以直接暴露于环境(至少在激 活时)，而不需要来自环境的流体沿装置的通道或导管流动。这尤其优 选，因为胃肠道(例如结肠)的一些区域具有基本为固体或密实因而难 于流动的内含物。传感器阵列可形成在常用衬底上。例如，每个传感器元件可通过公 知的光刻技术形成。衬底可以是平面的，例如硅单晶衬底。村底可以是 柔性的，以适合第一模块的弯曲外表面。衬底本身可以是第一模块的外 壳。传感器阵列可以包括至少4个传感器元件。但是，优选所述阵列具 有至少5个，至少6个，至少7个，至少8个，至少9个，至少10个， 至少12个，至少14个，至少16个，至少18个，至少20个，至少25 个，至少30个，至少35个，至少40个，至少45个或者至少50个传 感器元件。优选地，控制器可操作用于按预定时间间隔激活传感器元件。第一模块的传感器阵列可以形成第一传感器。第一模块还可以包括 第二传感器，所述第二传感器可操作用于测量第一模块所处环境的参 数。优选地，第二传感器的输出可被控制器用来确定激活传感器阵列的 传感器元件的时间。例如，第二传感器可以是pH传感器或温度传感器 中的一种，如第二发展的相关部分所述。在某些情况下，传感器元件的输出可取决于环境条件而不是分析物 的浓度。例如，所述输出可取决于pH和/或温度。在此，第二传感器的 输出可用于校正第一传感器的输出。更多的特征在第二发展的相关部分 中描述。第一模块还可以包括第三传感器，所述第三传感器可操作用于测量 第一模块所处环境的参数，该参数不同于第二传感器测量的参数。优选
地，第二和第三传感器的输出被控制器用于确定激活传感器阵列的传感 器元件的时间。优选地，第二和第三传感器选自pH传感器、温度传感器、溶解 氧传感器、电导率传感器、生化传感器、光学传感器和声学传感器。在第一发展的第二方面中，本发明提供一种操作包括第一模块和第 二模块的传感设备的方法，所述第一模块具有控制器、发送器和传感器 元件阵列，所述方法包括下列步骤(i) 所述控制器独立于所述阵列中的其它传感器元件而激活所述阵 列中的至少一个传感器元件，以在第一时间tl从所述至少一个传感器 元件获得传感器输出；(ii) 所述控制器独立于所述阵列中的其它传感器元件而激活所述 阵列中的至少一个其它传感器元件，以在与tl不同的时间t2处从所述至少一个其它传感器元件获得传感器输出；和(iii) 将来自所述第一模块的数据发送至所述第二模块的接收器， 其中每个传感器元件为生物传感器，用于检测所述传感器阵列所处环境 中的相同分析物的存在。优选地，所述方法还包括控制器在不同的时间t顺序激活传感器的 步骤，以从所述阵列获得对应于在不同时间t时所述环境中分析物的检 测或不存在的传感器输出序列。优选地，每个传感器元件最多仅被激活一次，以尝试检测分析物的 存在。包括优选和/或可选的特征的第一发展的任意方面可以和包括优选 和/或可选特征的第二或第三发展的任一方面相结合，除非上下文另有 要求。第二发展现有的可吞服胶嚢或植入传感装置的问题在于他们不能被使用者 所校正。因此，它们只提供相对读数(例如pH变化)，而不提供绝对 值。也不可能改变其动态范围，因此可由于传感器放大器的饱和而丟失 大量数据。因此，在第二发展的第一方面中，本发明提供一种设计用于穿过人
体或动物体的消化系统或者植入人体或动物体内的传感装置，所述装置 具有用于测量第 一参数的第 一传感器、根据校正程序对第 一传感器进行 校正的电子电路或软件、和将来自第一传感器输出的数据发送至外部装 置的发送器。术语"校正"在此处泛指下列情形之一或几种将实际物理值分配 给传感器输出(例如，将pH值、摄氏度、氧浓度或其它值分配给所述 传感器的电压输出)、调整或优化传感器的动态范围、强制传感器给出 零输出、相对于已知值进行传感器输出和/或对传感器的漂移进行补偿。这样，传感器可以被校正以给出更为精确的信息或绝对值，或者与 使用者尤为相关的信息。在第二发展的第二方面中，本发明提供一种用于测量参数的系统， 其包括根据第二发展第 一方面的传感装置形式的第一模块、和包括用于 接收第一模块的发送器所发射数据的接收器的第二模块。第二模块充当 第二发展第一方面所提到的"外部装置"。在第二发展的第三方面中，本发明提供一种用于测量参数的系统， 其包括传感器形式的第 一模块，所述第一模块具有用于测量第 一参数的 第一传感器和用于将第一传感器产生的测量数据和所述第一模块产生 的校正数据发送至第二模块的发送器；第二模块，包括用于接收所述第 一模块的发送器所输出数据的接收器和用于处理所述数据的处理器，其 中所述第二模块的处理器配置用于根据校正程序并基于所述第一模块 发送的校正数据对第一传感器的测量数据进行校正。优选传感装置为可 吞服胶嚢或设计用于植入人体或动物体内。上述方面中的校正程序可以是用于优化传感器动态范围的程序。此 处的优化是指改善但未必要求最佳可能的动态范围。校正程序可以是用于对第 一传感器输出随时间的漂移进行补偿的 程序，所述补偿根据传感器随时间漂移的模型进行。传感器随时间漂移的模型可以是储存在存储器内的预定模型。所述 预定模型可以是经验模型或者理论模型(如果对传感器漂移的物理学原 理有充分理解的话)。作为选择，传感器的漂移模型可以在传感器的使用过程中通过对传 感器之前所测量的数据点外推来计算。例如，如果出现常值漂移，则与
之相关的是不连续性。这种情况下，可采用多项式拟合或移动平均法来 模拟实际时间的漂移。优选传感器输出根据模型进行定期调整，以对传感器的漂移进行补偿。在第二发展的第四方面中，本发明提供一种形式为可吞服胶嚢或设 计用于植入人体或动物体内的装置的传感装置，其包括用于测量第一参 数的第一传感器、用于测量第二参数的第二传感器、用于将基于来自所述第一和/或第二传感器输出的数据发送至外部装置的发送器；和控制 器，用于当来自所述第二传感器的输出表现出预定特征时开启所述第一 传感器，或在来自所述第二传感器的输出表现出所述预定特征之后将所 述第 一传感器开启设定时间。在第二发展的第五方面中，本发明提供一种形式为可吞服胶嚢的传 感装置，其包括用于测量第一参数的第一传感器；用于将基于来自所述 第一和/或第二传感器输出的数据发送至外部装置的发送器；和处理器， 所述处理器配置用于检测所述第一传感器输出中指示所述传感装置位 于体内特定位置的特征事件，并将指示所述传感装置位置的位置数据保 存在存储器中和/或发送至外部装置。包括优选或可选特征的第二发展的任一方面可以和包括优选或可 选特征的第一或第三发展的任一方面相结合，除非上下文另有要求。第三发展在公知系统中，具有照相机和无线电发送器的可吞服胶嚢被患者吞 服。这些系统的难点在于所述胶嚢的尺寸受到需要可吞服的事实所限 制。因此，所述胶嚢内的空间和所能携带的元件数量均受到极大限制。理想的是通过简化胶囊内的必需电子元件来使胶囊变小或增加嚢 内的可用空间。更为理想的是使所述胶嚢的功率消耗最小化。但是，很 难在不影响所述胶嚢的功能性和数据完整性的情况下做到这一点。因此，最为通常地，在第三发展的一个方面中，本发明提供一种系 统，其具有第一数据传感和发送模块和第二接收模块，所述第二接收模 块配置用于接收来自所述第一模块的数据并对由于所述第一模块的电 源变化引起的漂移进行补偿。这样，所述第一模块可以非常简单，甚至
可以具有相对不准确的时钟和/或波动电源，因为所述第二模块能够对 这些缺点进行补偿，从而仍然能够为使用者提供相对准确的数据。本发明尤其适用于从人体或动物体内收集数据，还可应用于食品和 过程控制行业，以及实际上需要保持数据传感和发送装置小型化或轻巧 或具有最小功率消耗的任何情况。在第三发展的第一方面中，本发明提供一种用于收集数据的设备，包括笫一模块，包括第一时钟、至少一个传感器、为所述第一时钟和所 述至少一个传感器供电的电源和用于发送来自所述至少一个传感器的 传感器数据的发送器；和第二模块，包括第二时钟、接收器和处理器，所述处理器配置用于 接收由所述第一模块的发送器所发送的数据、估计所述第一时钟的时钟 频率，并通过调整基于所述估计的第一时钟频率的传感器数据而针对所 述第 一模块电源的功率变化来补偿接收的传感器数据。传感器数据可以基于至少一个传感器的测量数据。优选第一模块适 合置于或穿过人体或动物体。上述构造允许第二模块补偿由第 一模块电源的输出功率变化所引 起的来自第一模块的传感器数据的变化。通常情况下，电源的输出功率 变化会导致传感器测量值^目对应的变化(例如，对于一些传感器和数模 转换器，响应给定刺激的输出将与电源提供的功率具有线性关系)。因 此，采用上述装置可取消使用用于调节第 一模块电源电压的庞大(并且 耗费功率)的电压调节电路。本发明人观察到第 一时钟的频率或钟速与从电源接收的电压相关。 因此，通过估计第一时钟的时钟频率并计算其变化就可对传感器数据的 (相应)变化进行补偿"估计"所述第一时钟的时钟频率包括计算第二模块接收数据的频 率和对基于所接收数据的频率的传感器数据进行补偿(因为在一些传输 协议中，第二模块接收数据的频率与第一时钟的时钟频率直接相关)。优选第一模块的发送器为无线发送器，第二模块的接收器为无线接 收器。"无线"指的是二者不是通过有线通信线路(可能，但不优选) 连在一起。优选所述发送器为无线电发送器，所述接收器为无线电接收
器。其它可能的选择包括磁感应、声学或光学通信线路。优选第一模块为可吞服胶囊。其可以设计为穿过人的消化系统，尤 其是肠道。所述可吞服胶嚢的尺寸通常约为大维生素药丸的尺寸，但是无论如何通常不超过40mm x 12 mm。作为选择，所述胶嚢可设计为穿过动物的消化系统，尤其但不限于 诸如牛、羊和猪的农业牲畜。为避免所述胶嚢卡在动物的胃部，优选其长度小于50mm。除哺乳动物之外，本发明也可以用于非哺乳动物，例 如养鱼场里的鱼。作为选择，第一模块可为设计用于植入体内的植入物，优选人体。 优选其具有允许体液穿过所述模块的开口；例如，其形式可为环状物。 优选所述第一模块设计用于插入大肠。作为选择，第一模块可为设计用于植入动物体内的植入物，例如， 其可能被"卡"或置于动物的胃内。在这种情况下，其长度通常不超过 13cm，对牛而言优选12 13cm，对羊而言优选10 cm或更短。通常情况下，第一模块输出一系列传感器值，每个值对应于在相应 时间读取的传感器读数，而且对于每个对应的传感器值，第二模块的处 理器对读取传感器值时的第一时钟频率进行估计，并对每个相应传感器 值进行调整以补偿第 一模块电源的功率变化。优选第一时钟频率基于第二模块接收预定数据量的根据第二时钟 的时间间隔和第 一模块用于输出预定数据量的已知数目的第 一时钟的 时钟周期进行估计。该时钟周期数可从第一模块中用于输出数据的结构 或程序和/或从第一模块所使用的传输协议中知晓。所述预定量例如可以是单一数据位或数据字节。例如，如果已知第一模块花费x个第一时钟周期来发送l个数据字 节而第二模块在t秒内接收l个字节，则第一时钟频率为x/tHz。优选所述补偿基于(i)传感器和电源供应的电压之间的预定关系和 (ii)第一时钟的时钟频率和电源施加至第一时钟的电压之间的预定关 系而进行。例如，由传感器读取的传感器值读数可与读取时的电源电压 线性相关，或者传感器数据值可与电源施加至与传感器相连的数模转换 器或放大器的电压线性相关。电源电压(V)可根据指数、对数或多项 式公式与第一时钟的时钟频率(f)相关。其它的可能性对于本领域的 技术人员将是显而易见的。这些预定关系可以是经验关系或理论关系。在一个实施方案中，电源电压(V)和第一时钟的时钟频率的关系为V = Alog10f+ B其中A和B为常数。优选传感器数据由发送器根据协议发送，其中数据被分割为一个或 多个数据包，每个数据包具有固定的预定长度，其中每个数据包和其它 的数据包相隔具有固定的预定长度的无信号周期("零周期")。这使得 第二模块能够根据数据包之间的间隔("零周期")容易地把数据包和噪声区分开。例如，迭代程序可以从信号的两端进行搜索，以找出无信号 传输的"零"周期之间的数据包。优选无信号传输周期的长度大于数据 包周期的长度。 一个实施方案中，使用曼彻斯特系统作为通信协议。优选每个数据包具有标识数据包开始的 一位或多位起始序列和标 识数据包结束的一位或多位终止序列。这还有助于数据包的识别。优选从第一模块到第二模块的信号传输为异步传输。此处"异步" 指的是信号传输不包括与数据发送时间相关的数据。通常，异步传输不 要求预先的"握手"步骤，该步骤中两个模块相互通信以实现同步并达 成通信协议。优选第 一模块在发送下一个数据包之前不等候第二模块确 认收到数据包(如RS322协议)。当等待确认收到数据包成为可能时， 在第一模块中将需要接收器，这样会增加第一模块的尺寸和功率消耗。优选至少一个传感器选自温度传感器、照相机、血液传感器、pH 传感器、溶解氧传感器、电导率传感器或压力传感器。在阅读本公开内 容之后，选用其它可能的传感器对本领域的技术人员也是显而易见的。 特别优选传感器为第一发展中描述的传感器阵列。优选第一模块不具有用于调整来自第一模块电源的电压的调整器。 这样节省功率且可能实现，因为第二模块能够补偿第一模块电源的变 化。所述第一时钟可以具有低Q时钟，其具有低于20的典型Q值。振 荡器的品质因子Q定义为共振频率除以其共振宽度。一般来说，Q值越高，其输出频率越纯，因为高Q意味着振荡器将 只输出与其自然谐振频率接近的频率。但是，本系统甚至能够利用中心 频率来应付低Q共振器。而且，由于在第二模块中可以使用更准确的时 钟来时间标记(分配时间给)发送的传感器数据，因此对第一模块的时 钟的准确性和稳定性要求可以进一步放宽。因此，可以使用小型、价廉和功耗低的振荡器来替代晶体振荡器，以调节第一模块内的数据处理和发送。例如，可以使用RC张驰振荡器、 环形振荡器、双稳态多频振荡器、考必兹(Colpitts)振荡器或哈特莱 (Hartley)振荡器。其它适合的低Q振荡器对于本领域的技术人员也 是显而易见的。优选第一模块的发送器根据CDMA系统发送信号。这有几个优点， 包括具有几个与所述第二模块(充当基站)进行通信的通道的可能性。 优选具有多个上述定义的第一模块，每个第一模块通过不同的通道发送 信号。作为选择，多个第一模块可以使用频分多路传输与第二模块进行 通信。第一模块可以具有用于接收由第二模块的发送器发送的信号。这 样，第一和第二模块之间的通信线路可以是半双工或全双工。多个第一 模块中的每个模块接收器的存在，使得可以在第一和第二模块之间以时 分多址联接方式进行通信。第二模块的发送器优选无线发送器，第二模块的接收器优选无线接 收器。"无线"指的是所述两个器件不是通过有线通信线路(可以有线 连接，但是不优选)相连接。优选发送器为无线电发送器，接收器为无 线电接收器。其它的可能包括磁感应、声学或光学通信线路。优选处理器配置为对接收器的模拟信号进行预处理以生成概率直 方图，从而确定阈值电压来区分模拟信号中的0和1。这样，可以调节 0和1的阈值以适应操作条件，可以提高准确度，并且更容易检测非常 微弱的信号。第一模块通常有自己的处理器和存储器。存储器可为只读存储器， 读取/可写入存储器例如动态随机存储器(DRAM )、静态存储器(SRAM) 或快闪存储器(FLASH),或者可以包括所述两种类型的存储器。所述 读取/可写入存储器(如果存在)可用于存储处理器使用的程序，这样 第一模块的操作变得灵活。存储器也可以存储笫二模块发送的指令，或 者是与传感数据相关的数据等。从第 一模块发送至第二模块的数据也可由第二模块发送至其它装
置，以进一步分析或显示给使用者。例如，其可配置为通过蓝牙或其它 协议将数据发送至移动电话或其它设备。第二模块可连接至服务器，由 此可以对数据进行检查和/或可以通过因特网或其它网络对第二模块进 行远程操作。模块间和模块至任意其它装置的数据传输和通过网络的任 意存取可通过加密、私钥和公钥技术或其它安全协议而保证安全。在第三发展的第二方面中，本发明提供一种形式为可呑服胶嚢或用于植入人体的植入物的传感装置；该传感装置包括时钟、至少一个传感 器、为所述时钟和所述至少一个传感器供电的电源和用于从所述至少一 个传感器发送传感器数据的发送器；其中所述传感装置不具有用于调整 所述电源的电压输出的调整器和/或其中所述传感装置配置为根据异步 协议将数据发送至外部装置。这种结构可以提供功耗低、元件便宜的紧凑传感装置。所述第三发展的第二方面的传感装置可以具有与第三发展的第一 方面相关的上述第一模块的任意特征。优选传感装置不具有用于接收来自外部装置的数据的接收器。这使 得传感装置能够保持紧凑并节省功耗。优选传感装置的时钟为Q值低于20的低Q时钟。优选至少一个传感器为血液传感器。但是，也可以使用许多其它的 传感器，例如第三发展的第一方面所提到的传感器。此外，与第三发展 的第一方面一样，传感装置也可以具有多于一个的传感器。优选传感器具有外壳，所述外壳具有一个或多个沟槽，用于将流体 导向所述外壳内的一个或多个开口 。该特征也可以应用于第三发展的第 一方面，或者任意发展的各个方面。这有利于传感器与其所感测的环境 之间的接触。在第三发展的第三方面中，本发明提供一种可吞服胶嚢，其包括外 壳、至少一个传感器、和用于发送基于所述至少一个传感器的测量值的 数据的发送器；其中所述胶嚢的外壳具有使胶嚢在通过肠道时发生旋转 的至少一个螺旋沟槽、突起或缺口。所述胶嚢的旋转意味着其传感器可 以从环境的各个方向收集数据，而不仅是从其指向的一个方向收集数 据，从而增加可得到的数据或减少所需传感器的数量。第三发展的第三方面的可吞服胶嚢可具有上述方面和发展的第一 模块或传感装置的任意特征。所述胶囊也可以与本发明的任意发展的任 意其它方面自由结合。在第三发展的第四方面中，本发明提供一种在系统中收发数据的方 法，所述系统包括第一模块，所述第一模块具有第一时钟、至少一个传 感器、为所述时钟和所述至少 一个传感器供电的电源和发送来自所述至少一个传感器的传感器数据的发送器；和第二模块，所述第二模块包括 第二时钟、接收器和处理器；所述方法包括下列步骤将基于所述至少 一个传感器输出的数据发送至所述第二模块的接收器；和利用所述第二 模块的处理器来估计所述第一时钟的时钟频率，并通过基于所述估计的 第一时钟的时钟频率调整所述传感器数据而针对所述第一模块电源的 功率变化来补偿所述接收的传感器数据。包括优选或可选特征的所述第三发展的任意方面可以和包括优选 或可选特征的所述第一或第二发展的任意方面相结合，除非上下文另有 要求。


本发明的更多特征和方面可以在以下说明和所附权利要求中发现。 现在将通过实施例并根据附图对本发明的实施方案进行说明，其中图l是传感装置的示意图；图2是包括传感装置和基站的系统的示意图；图3是包括具有接收器的传感装置和基站的系统的另一实施方案的 示意图；图4是示出传感装置通过消化系统时的pH变化的图；图5是传感器和用于调整其动态范围的周边电路的示意图；图6示出用于调整传感器动态范围的程序；图7示出将实际物理值分配给传感器输出的程序；图8示出将传感器输出自动调零或校准至所需值的程序；图9示出对传感器随时间的漂移进行补偿的程序；
图10 (a)示出由图10 (b)所示离子敏感场效应晶体管(ISFET) 的测量和模型阈值电压漂移所引起的ISFET源电压测量的变化；图11 (a)是示出响应溶液pH变化测量的ISFET阈值电压响应的 图，图11 (b)示出进行漂移补偿后的同一阈值电压；图12是图1的改进版本，示出一个选择实施方案；图13是图2的改进版本，示出一个选择实施方案；图14是图3的改进版本，示出一个选择实施方案；图15 (a)至(c)是示出模块系统的可能布置的示意图；图16是示出传感装置的元件的示意图；图17是示出图16中传感装置的元件如何被分割为独立的芯片或电 路板的另一示意图；图18是传感装置的电子元件的透视图；图19是示出组装时传感装置的电子元件和周围胶囊外壳的透视图；图20是示出处理第二模块接收的数据的流程图；图21是示出零周期、数据包、数据采集的时间和由第二模块所执 行的其它处理的时间线；图22是示出数据位和噪声脉冲对时间的图；图23是具有螺旋沟槽的胶囊的俯视图；和图24是具有螺旋突出部的胶嚢的俯视图；图25A是传感装置的外表面的示意图；图25B是可选择的传感装置的外表面的示意图；图25C是可选择的传感装置的外表面的示意图；图26是传感装置的传感器元件阵列的示意图；图27是示出第一模块和第二模块的传感系统的示意图；图28是传感器元件的平面图；图29是图28的传感器元件的横断面图。
具体实施方式
图1示出形式为可吞服胶嚢的传感器装置1。所述胶囊设计为能够 被患者吞服并穿过胃肠道。其特别适用于从胃肠道和肠内采集数据，所 述数据可用于胃肠道疾病的诊断。但是，本发明不限于这种应用，所述 胶嚢可用于从身体其它部位或从其它环境中采集数据。所述胶嚢具有保护传感装置的内部电子元件不受体内液体和酸影响的外壳2。所述可吞服胶囊的尺寸通常为大维生素药丸的尺寸，但是 为了穿过肠道，其必须能够离开胃，因此其最大尺寸约为40mmxl2mm (对人而言)。如果用于动物，则所述胶囊长度应该不超过50 mm，以 免卡在动物的胃里。所述胶嚢及其元件应该优选用对人体或可能的动物 体使用安全并由相关管理机构(例如FDA或MHRA标准)所批准的材 料制成。本发明不限于可吞服胶嚢并可以被应用于设计为植入人体或动物 体的传感装置。例如，传感装置可以设计用来植入肠道之一，尤其是大 肠。这种情况下(对人而言)，所述胶囊的最大尺寸将为40mmx 12mm， 优选环状形式或其它具有允许体液穿过的孔的装置。在其它实施方案 中，所述传感装置可以是腹部或胸部植入装置，最大尺寸为100mmx 100mm。如果用于动物，则其例如可以设计为卡在或者以其它方式植入 或放入动物的胃内。这种情况下，所述装置的长度通常不超过13cm， 对牛优选12 13cm,对羊优选10cm或更短。无论如何，所述植入装 置优选用合适并符合相关标准的材料进行设计。图1实施方案中的传感装置具有用于测量第一物理参数的第一传感 器5和用于测量与第一参数不同的第二物理参数的第二传感器10。通 常，传感器将通过传感装置外壳2中的开口暴露给身体，或者作为选择， 所述传感器可从外壳2中伸出或安装在外壳2的外部。传感装置可以选 自，例如pH传感器、温度传感器、血液传感器、溶解氧传感器、电导 率传感器、生化传感器或声学传感器。该列表没有限制，其它可能性对 于本领域的技术人员将是显而易见的。虽然本实施方案中有两个传感 器，但也可以是只有一个传感器或具有三个、四个甚至更多个传感器的 传感装置。传感装置1还包括处理器15、存储器20和发送器25。第一和第二 传感器5、 10与处理器15相连，后者配置为用于处理传感器5、 10输 出的数据以便可通过发送器25将其发送至外部装置。处理器15还被配 置为对传感器5、 IO进行校正，下文将对此进行详细说明。第一存储器 20和处理器15相连，并用于存储所述处理器上的运行程序和所述处理 器生成的校正数据。处理器15和存储器20优选共同提供在通过片上系 统(SoC设计方法学)所设计的单个集成芯片上。传感器5、 IO和发送 器25提供在分离的电路上，彼此绝缘以使干扰最小。发送器25可以是有线发送器，但是优选无线发送器，例如无线电 发送器或磁感应发送器。所述发送器配置用于将来自传感装置1的数据 发送至外部装置，并可以使用如RS232的标准协议或定制协议。传感装 置l还包括图1中未显示的一个或多个氧化银电池形式的电源。在可选 实施方案中，其它电池或由外部无线电电源所驱动的感应线團也可以替 代使用。图2示出用于从体内收集数据的模块系统。所述系统包括第一模块 1和第二模块50。第一模块1为可吞服胶嚢，如参照图1所述，其具有 相同的附图标记。作为选择，所述第一模块可以是前述讨论的设计用于 植入人体的传感装置。第二模块50是基站。所述基站包括用于接收发 送自第一模块1的数据的接收器60、用于处理所接收数据的第二处理器 70、用于存储第二处理器70的执行程序和存储数据的第二存储器80、 和用于显示基站所接收和处理的数据的显示装置90。所述基站可以采取 多种形式。例如，其可以是便携式计算机、PC、或定制装置。对于后 者，所述基站可以方便地佩带在使用者的腰部，例如腰带上。所述系统 也可在所述传感装置和基站50之间具有一个或多个中间模块。例如，可以有中间模块，用于接收由所述传感装置的发送器25所发送的信号 并将其转播给基站50。该中间装置可以或可以不进行数据处理。其可以方便地提供在腰带或其它可以被使用者佩带的物品内。图3示出具有第一模块1和第二模块50的模块系统的另一实施例。 第一模块1和第二模块50类似于图2所示第一和第二模块，类似的部 件具有相同的附图标记。因此，现在将只描述差异之处。在图2中，传 感装置1和基站50之间具有单向通信线路，即从所述传感装置发送至 所述基站，而在图3的系统中，通信可以是双向的。传感装置l同时具 有发送器25和接收器30。同样，基站50同时具有接收器60和发送器 100。这样，数据可以通过发送器25和接收器60从传感装置1发送至 基站50。数据和/或指令也可以通过基站发送器100和传感装置接收器30从基站50发送至传感装置1。传感器装置的发送器25和接收器30 在图3中已显示为独立元件，但是它们也可以提供为单个元件，例如收 发器等。基站的接收器60和发送器100的情况也是一样。所述双向可 以通过半全工或双全工线路进行。就图2的系统而言，图3中的系统可 以具有一个或多个中间模块，用于在传感器装置1和基站之间中转信号.对于可吞服胶嚢和植入物的一个重要的考虑是降低或最小化电子 元件所需的功率。可用功率的量会受到装置尺寸的限制，尤其是当传感 装置为可吞服胶嚢或设计用于植入身体的微小部位时。此外，当通过电 池提供电源时，则直到其从体内取出或从身体穿出才可能对电池进行充 电。对可吞服胶嚢而言，电源必须持续长达19个小时，但不是该时段 内所有的测量值都重要。例如，如果传感装置被用于从大肠收集数据， 那么胶嚢在小肠内读取的读数就不重要。因此，传感装置1配置为使第一传感器5可以被第二传感器10所 激活。处理器15可充当控制器，以便在第二传感器装置10的输出里检 测到某些特征时开启传感器5。这些特征和检测它们的方法被存储在存 储器20里。下面将给出一个例子，其中第一传感器5是血液传感器，更具体是 粪便潜血试验(FOB)传感器，而第二传感器10是pH传感器。图4 示出所述第二传感器穿过人体消化系统时其所检测的pH值。可见，当 所述传感装置穿过小肠进入大肠时，存在pH特征落差110。小肠内的 pH值高于7，呈弱碱性，但是当进入大肠后，pH值立刻小于7，呈中 等酸性。处理器15从第二传感器10的输出(测量pH)里检测这个特 征的急剧落差，并相应开启第一传感器5。这样节省功率，因为所述第 一传感器在最初的6至7个操作小时内是关闭的。该原理不限于调整血液传感器的开启和关闭的pH传感器。该原理 可以被用于需要基于第二传感器的输出来激活第一传感器的其它任何 情况。其它应用对于本领域的技术人员也是显而易见的。这样可以节省 能量，因为其中一个传感器可以在至少一段时间内被关闭。当第一传感 器需要大量功率来运行而第二传感器需要相对少量的功率时，这个技术 尤其有用。当第一传感器具有短使用寿命时也可以使用这个技术，因为 可以只在需要的时候才开启第一传感器。上述例子中，存储器20含有能够使处理器15检测第二传感器输出
的特征的程序。该项技术是图l和2所示实施方案中使用的技术，其中 传感装置1和基站50之间具有单向通信线路，使得传感装置1只能发 送数据。图3的实施方案中的存储器20也可以具有程序，以使传感装 置l能够基于所述第二传感器的输出自动开启或关闭第一传感器。但是, 因为图3的传感装置也具有接收器，因此可能进行可选的实施。在该可 选择的实施中，传感装置处理器15控制从第一和第二传感器至基站50 的数据发送。然后基于基站50的处理器70对该数据进行处理，存储于 存储器80中，然后任选显示在显示器90上。处理器70可以配置为检 测第二传感器输出中的特征，并对检测到该特征作出响应，向传感装置 处理器15发送指令(通过基站发送器100和传感装置接收器30 )。该指 令指示处理器15开启第一传感器5。换言之，处理器15根据来自基站 50的指令来开启或关闭第一传感器5。此外，为了替代检测特征的基站 50的处理器70，或者除了检测特征的基站50的处理器70之外，基站 50的使用者可通过对基站50输入命令来直接指示开启或关闭第一传感 器。使用者可响应基站显示器卯所显示的数据来这么做。对于控制程 序或使用者而言，也可以在特征事件经过设定时间之后开启第一传感器 5。传感器输出中的特征事件不仅能被用于控制第二传感器的开启或 关闭，还能够被用于确定传感装置的位置。当传感装置是穿过身体的可 吞服胶嚢时，这尤其有用。为此，微处理器15配置为检测来自第一或 第二传感器5、 IO中的特征事件，所述特征事件指示出传感装置l的位 置。例如，如以上参照图4所解释的，pH从碱性到酸性的特征变化指 示所述胶嚢已经离开小肠而进入大肠。该原理不限于pH，其它参数也 可以被用来指示传感装置1的位置。指示所述装置的位置的特征可以是 传感器输出以特征方式经过预定阈值、升高和降低，或者经历另一可识 别的模式。现在将对传感装置1的传感器5、 IO的校正方式进行说明。在普通 意义上，本说明书中使用的"校正"指的是优化传感器的动态范围，给 传感器输出分配实际参数值，补偿传感器输出的漂移，对传感器输出自 动调零和/或对其赋予所需的已知值。任意的或所有的这些校正技术都可以同时或在传感器寿命的不同时间点使用。现在将对每种技术依次进 行说明。第一校正技术是调整传感器的动态范围。传感器的动态范围是其 够准确测量的实际值的范围。例如，能够测量0到100"C范围内任一温度但在ox:以下和ioox:以上的范围内变得不准确的温度传感器的动态 范围是o到ioo'c。理想的是调整所述动态范围，以改进或优化可准确 测量的值的范围，并且使得动态范围与传感器可能暴露的条件相对应。 传感器的动态范围由连接至传感器的模拟电路控制。例如，可以调节应 用于传感器的补偿电压。作为选择，在传感器和放大器连接处，可改变 应用于放大器的补偿电压或放大器增益，以调节传感器的动态范围。一些情况下，传感器自身可以是放大器(例如，ISFET有时被用作pH传感器)，在这种情况下，可以调节传感器自身的增益或补偿。 一些不是 放大器的传感器也有补偿电压，并且其可被调节以实现同样的效果。图5是示出用于控制传感器205的动态范围的电路图(所述传感装 置上的任意其它传感器可采用相同的方案)。传感器205响应其所暴露 的物理刺激(例如，其所暴露的周围环境或物质)输出模拟电压。该模 拟电压经过传感器电阻210到达可变放大器240。可变放大器240放大 该信号，并将放大后的信号输出至ADC250。 ADC将模拟信号转换成数 字信号，后者被输入控制器15。本实施方案中，控制器15和图1中的 处理器15相同，但是在可选实施方案中，其可以是连接至所述传感装 置的处理器的独立芯片。可变增益放大器240的增益和应用于放大器 240的补偿电压由控制器15进行控制。所述补偿电压的控制方式为控制 器输出数字信号以对DAC260指示所需的补偿设定。DAC260将数字信 号转换成模拟电压，并将其作为补偿电压输入可变放大器240的终端 241。可变放大器的增益的控制方式为控制器15输出含有增益设定的控 制信号给多路复用器230，后者随后施加与这些增益设定电阻215、 220 和225对应的电压，其结果是增益调整信号被输入可变增益放大器240 的终端242。传感器对处理器15的有效输出为来自ADC250的输出270。现在参照图6对调节传感器205 (或者任意其它传感器)的动态范 围的校正程序进行说明。所述校正程序从步骤301开始。通常，用于调 整或优化传感器205的动态范围的校正程序将在传感装置1首次开启时 被执行。传感装置1可以方便地通过激活所述装置内的磁力开关而开启。 在步骤302中，开启正在调整动态范围的传感器205。在步骤303中， 传感器205暴露于校正标准(即已知的刺激)。所述校正标准可以是参 考电压，当所述装置干燥时(即在空气中)的已知响应，或者已知的物 质。优选技术是将传感装置l装在充满校正液体的包装内出售，且在破 坏所述包装的密封之前激活所述校正(例如，通过装置内的磁力开关)。 这样，所述校正可以在控制很好的情况下被执行，而不会给使用者带来 任何不便。在步骤304中，设定初始校正参数。该校正参数涉及应用于放大器 240 (或在可选择实施方案中应用于传感器205本身)的增益或补偿电 压。初始校正参数可以是存储于传感装置1的存储器20中的值。在步骤305中，从传感器205处获得输出信号270。在步骤206中， 控制器15将传感器205的所得输出信号270和校正要求进行比较。校 正要求是传感器205输出的理想值。校正要求可存储于传感装置1的存 储器20中。其可以是被选择的值，以给出传感器205所需(例如最优) 的动态范围。例如，如果传感器205是pH传感器，校正标准是pH为 7的反应物并且放大器240的输出范围是0 ~ 12mV,那么校正标准可以 被设定为7mV。这将赋予传感器以较大的动态范围。但是，如果与pH7 响应的传感器输出270是llmV，那么传感器205的动态范围将受损。 这种情况下，放大器240将变得饱和，并在pH8左右时输出其最大电 压12mV，并且动态范围的上限将为pH8。如果步骤306中传感器205的输出信号270满足校正要求，则校正 参数存储于传感装置1的存储器20中，并且任选被发送至基站50。如 果步骤306中传感器输出270不满足校正要求，则控制器15通过改变 放大器240的增益设定或补偿设定来相应增大或减小校正参数。然后再 次校验输出信号270，并且每当必要时重复执行步骤206,直至满足校 正要求。 一旦满足校正要求，则程序执行上述的步骤307。在上面的描述中，图6的校正程序被传感装置1自发执行。亦即， 校正程序存储在存储器20中，并由传感装置处理器15执行。这是在传 感装置l没有接收器的图l和2的实施方案中可以存在的唯一配置。但 是，如果传感装置具有接收器，如图3的实施方案所示，那么校正程序 可在基站50中部分执行。在此，控制器15简单地将传感器输出发送给 基站50，并控制对基站50所发指令响应的校正参数(增益和补偿)。步 骤304中的初始校正参数和步骤306中关于传感器输出是否满足校正要 求的评价都可以由基站处理器70执行。基站处理器70也能够指令传感 装置的处理器15在必要时增大或减小步骤308中的校正参数。无论传感器动态范围的调整是由传感装置l自发执行还是与基站50
协同执行，对系统装置l而言，理想的是将最终校正参数作为校正数据 发送给基站。经过ADC转换后的传感器输出为数字形式，并且通常是一系列关 于传感器电压输出的数字。 一些时候需要将这种传感器数据转换成代表 测量参数(例如pH、摄氏度、氧浓度等，取决于传感器的类型)的实 际物理值。将实际值赋予传感器数据的校正程序可以方便地与图6中调 整传感器动态范围的程序同时执行。但是，这两个程序并不相互依赖， 并可以单独执行。可以有这样一个系统，其中传感器的动态范围被优化， 但是实际值从未被赋予传感器数据(因此只测量相对变化，而不是绝对 值)。也可以有这样一个系统，其中传感器的动态范围没有进行优化， 但是其中绝对值被赋予传感器数据。但是，优选执行这两种校正功能， 以使系统在最优动态范围内提供绝对物理值。图7示出将实际物理值赋予传感器数据的校正程序。在步骤401中， 传感器暴露于图6程序中用于步骤303的校正标准。实际上，该步骤可 以方便地与图6中的步骤303同时执行。接着，收集包括至少传感器响 应于校正标准产生的数据输出在内的校正数据。当该程序和图6中用于 调整动态范围的程序同时执行时，传感器校正数据应该在最终调整动态 范围之后被收集，并可以采取对校正要求已被满足进行简单确认的标志 形式。在步骤403中，响应于校正标准的传感器输出和实际物理值之间 的关系由处理器确定。例如，如果被校正的传感器是温度传感器，校正 标准为30"C，而传感器响应于校正标准的输出为300mV，那么处理器可确定传感器的输出可除以io，以给出温度(x:)。其它情况下，尤其是所述关系为非线性时，将不得不确定更为复杂的关系，而且可能有必 要采用一组以上的校正数据。一般，最有效的是在基站50中执行将实际值赋予传感器输出。因 此，优选只由传感装置1执行步骤401和402，而步骤403在基站中执 行。这种情况下，基站50可以指令传感装置处理器15在步骤402中收 集数据。如果基站50已经知道校正标准和校正要求，则校正数据可以 简单地是传感装置1发送的指示校正要求已被满足的标志。其它情况下， 传感装置l可能有必要发送与校正标准和传感器响应校正标准的实际输 出相关的数据。其它情况下，基站50上的处理器70可基于传感装置1 的存储器20中存储的校正参数(例如增益和补偿)计算出所述关系， 并将其发送至基站50和校正标准(例如已知刺激的绝对值，例如pH8，
涉及传感器输出与实际物理值的校正也可全部在传感装置1上执 行。这种情况下，传感装置1可配置为确定步骤403中的关系，然后将 所有传感器输出转换成实际物理值，以编码并根据传输协议发送至基 站。但是，这种方法给传感装置的处理器增加了相当大的负担。现在将参照图8对自动调零程序进行说明。有时需要强制传感器返 回空响应(或近似零输出)。这可以在例如需要测量物理参数的相对变 化而不是绝对变化时使用。这种情况下，可以通过对传感器自动调零来 实现最大灵敏度。这通常将在传感装置1已经到达所关注部位时执行。 所述自动调零程序可以被传感装置1的处理器15根据存储于其存储器 20中的指令20而自发地控制。作为选择，当传感装置1具有接收器时， 如图3的实施方案所示，校正程序可以由传感装置1的处理器15根据 基站50的处理器70所发的指令来执行。在自动调零程序的步骤501中，要求获得所要校正的传感器输出信 号。在步骤502中，处理器检查所获得信号是否满足校正要求，其对于 自动调零而言是O或近似O。如果输出满足该校正要求，则校正参数(增 益和/或补偿)被存储于传感装置1的存储器20中，也可任选发送至基 站50。如果不满足该校正要求，则校正参数(放大器或传感器的增益或 补偿)在步骤503中被增大或减小，并在步骤501和502中再次检查。 该过程重复执行，直到传感器的输出是O或近似O以满足校正要求为止。 一旦满足校正要求，则校正参数在步骤504如上所述被存储。图8的程序可以选择用于强制传感器给出与所需值相关的输出。例 如，如果已知所监测的身体部位应该具有pH6，则校正要求可以设置为 所有的传感器输出与pH6相关。这类似于自动调零至pH6，只是在自 动调零的程序中，传感器被迫响应当前所处的环境而输出0，而本实施 例中，传感器决不需要暴露于pH6，并且校正要求是在pH值为6时的 期望输出基础上计算出来的名义值。最后，理想的是校正传感器以对漂移进行补偿。已经发现许多传感 器在随时间输出电压时发生漂移，即使是暴露于恒定条件下也是如此。这在与所检测物质物理接触的传感器中是经常的情况，原因在于来 自所述物质的离子进入传感器，并且在甚至在已经移除该物质后仍保留 在其中。
图9示出对传感器随时间的漂移进行补偿的校正程序。基站处理器 70接收步骤601中从传感装置1发送的传感器数据。然后在步骤602 中参考传感器漂移模型。该模型可存储在基站的存储器80中。所述模 型可以是基于经验数据的模型，所述经验数据涉及此类传感器随时间的 漂移。作为选择，所述模型可以是基于此类传感器的传感器漂移理论模 型的传感器漂移理论模型。作为选择，所述模型可以不是存储于基站存 储器内的预定模型，但是可以是基于传感器返回的前述读数的实时计算 得到的传感器漂移模型。例如可以采用移动平均法或多项式拟合来建立 实时漂移模型。这种情况下，所述模型将随着传感器数据的变化而变化。 在 Irvine 等人的 Variable-Rate Data Sampling for Low-PowerMicrosystems using Modified Adams Methods ， IEEE Transactions on Signal Processing, Vol 51 , No 12 ， December 2003中描述了 一种合适的 多项式方法。文中描述的方法是通过控制反映釆样数据的变化率的采样 速率而在传感器中节省功率，但是同样的数学方法也可以用于模型传感 器漂移。所述漂移补偿最好通过基站处理器70来执行。但是，可通过 基站处理器协同传感装置的处理器来执行补偿，或是通过传感装置的处 理器自身自发地执行补偿。当在传感装置上执行部分或全部补偿时，这 可以通过改变传感器或与传感器相连的放大器的增益或补偿电压来执 行。现在将具体讨论关于ISFET pH传感器漂移建模的研究。本研究中， ISFET具有大且负的阈值电压，约为-5V。 一般而言，ISFET可以具有 针对CMOS ISFET的大阈值电压范围。浮动电极ISFET具有和 EPROM2器件相似的结构，后者利用晶体管的浮动栅极捕获的电荷在 将存储器中存储"1"或"0"。这些芯片在封装中具有石英窗，以允许 其通过暴露于紫外辐射而擦除。紫外光激发栅极上的电子至其能够越过氧化物能量势垒而逃脱并 使栅极放电的程度。紫外辐射已经表明是朝向标准p型MOSFET值 (-0.7V)提高CMOS ISFET的阈值电压的有效方法。ISFET还显示出固定偏压条件下显著的阅值电压漂移。这点可以在 图10(a)中看出，其示出经过15小时后电源电压降低了卯0mV。非CMOS 氮化硅ISFET的阈值电压漂移已经通过"扩展指数"的时间依赖性成 功模拟。当暴露于水溶液时，由于氢离子扩散进入材料，已知氮化硅形 成薄的水合表面层。改性表面层的生长影响总的绝缘子电容，这反过来
影响阈值电压。在非晶硅中，显示表面层根据已知为"分散运输"的机 理生长，并且其厚度遵循扩展指数的时间依赖性。假定如氮化硅的其它 玻璃状材料的表面层将以同样的方式生长是合理的。由于所述层厚度具有扩展指数的时间依赖性，因此阈值电压漂移也将如此 VT (t) = VT (~) {1 - exp一-t/ t } P (式1)其中VT(oo)是漂移所导致的阈值电压的最终变化，T是时间常数，p是分散参数，表征氢的分散运输。使用非线性曲线拟合算法(Levenberg-Marquardt)将式1的参数[VT(w), t ， P拟合为VT (t)的 测量值(等于-口VS(t))。用这种方法计算的值为VT(~) = 963mV， t= 3.48 h， p= 0.722图10 (b)中的曲线表明，在偏压下置于溶液中18小时后，将实现 低于5 mV/h的模拟漂移速率123。相反，从另一项研究中提取的非 CMOS氮化硅ISFET的值为VT (w) = 79.7mV， t= 53.4 h， p= 0.613。在此研究中，最终漂移VT (w)为此处测量值的1/12，时间常数T 为15倍。较小的偏移和较大的时间常数可根据用于形成氮化物的沉积 方法来解释。此研究使用低压化学气相沉积(LPCVD)法，这是一种 产生具有很少针孔的致密膜的高温(700~800"C )方法。CMOS过程中 使用的氮化物钝化层在金属层之后沉积，因此必须4吏用低温(250 ~ 350 匸)等离子体增强的化学气相沉积(PECVD)过程。通过PECVD沉 积的膜具有较低密度并含有针孔。这将允许更多的氢更快扩散进入氮化 物，并且能够解释此研究中测量的大得多的漂移和较小的时间常数。同样的曲线拟合技术用于从图11中的pH灵敏度测量结果中移除漂 移。对于-3.3个单位的卩11变化，阈值电压变化约为-159mV，灵敏度为 48mV/pH。图11 ( a)是响应于所测量的溶液pH变化的ISFET阈值电 压的图，而图11 (b)示出对于所应用的漂移校正的响应。本领域技术人员将理解，上述应用于pH传感器的校正程序和方案 也可以应用于其它传感器形式。特别地，类似的校正程序和方案可以应 用于由传感器元件阵列构成的传感器，例如能够感测FOB的传感器元 件阵列，下文将对此进行更为详细的说明。 一个优选实施方案中，这种 阵列的每个元件是单步传感器。因此，可以操作所述校正，以使一个传 感器元件的输出可被用来校正所述阵列中另一个传感器元件的输出。而且，不同类型的传感器(例如pH或温度传感器)的输出可以用于校正 一个或多个所述传感器元件的输出。图12~14示出图1~3的装置和系统的改进。因此使用相同的附图 标记。下文只对增加的特征进行详细说明。图12 ~ 14中的每一幅图中，存储器20包括ROM和可重写的存储 器(例如EPROM);所述可重写的存储器存储用于在处理器15中运行 的程序和由该处理器生成的数据。由于存储器具有可重写的部分，因此 传感装置可以在生产后，甚至在运行期间，重新编写程序。传感装置1还包括用于向传感装置的各个元件供电的电源12和用 于调节处理器15运行的第一时钟3。电源为一个或多个氧化银电池形 式。在替代实施方案中，可以使用其它电池或者由外部无线电源提供能 量的感应线團来替代。图13示出用于收集数据的模块系统。该系统包括第一模块1和第 二模块50。第一模块l是可吞服胶嚢，如参照图12所详细说明的，并 具有相同的附图标记。作为选择，所述第一模块可以是如前所讨论的设 计用于植入人体或动物体内的传感装置。在其它实施方案中，传感装置 可以是具有传感器且连接至所述第二模块的任意装置，不需要是可吞服 胶嚢或身体植入物。例如，传感装置可以用于局部施用，例如用于创伤 敷料中。第二模块50是基站。该基站包括用于接收从第一模块1发送的数 据的接收器60、用于处理所接收数据的第二处理器70、第二时钟23、 用于存储第二处理器70的执行程序和存储数据的第二存储器80、和用 于显示该基站接收和处理的数据的显示装置90。所述基站可采用多种形 式。例如，其可以是便携式计算机、PC、或定制装置。对于后者，所 述基站可以方便的佩带在使用者的腰部，例如腰带上。第二时钟23优 选是精确时钟，例如晶体振荡器。其用于调节第二处理器70和标记从 第一模块接收数据的时间，如下文将详细讨论的。这两个功能可以任选 由所述第二模块内的两个独立时钟来执行。尽管图13和14中没有示出，但是所述系统可在传感装置l和基站 50之间具有一个或多个中间模块。例如，可以是用于接收传感装置发送 器25发送的信号并将该信号中转至基站50的中间模块。该中间装置可
以或可以不执行数据处理。其可以方便地提供在腰带里或可以被患者佩带的其它物品内。图15示出本发明可以使用的第一和第二模块的各种 配置的例子。图15(a)中，小的(S)第一模块l连接至大的(L)第 二模块50。图13和14中只示出一个第一模块和一个第二模块。图15 (b)中，有多个第一模块la~lf，其中每个第一模块都和用作基站的 第二模块50通信。例如，可以通过使用CDMA或TDMA等方案将通 信带宽分割成多个通道来实现。为使TDMA有效，有必要使第一模块 la-lf具有接收器，以接受从第二模块50(如图14所示)发送的信号。 图15(c)中，第一模块la lc具有连接至中间模块7a的通信线路。 中间模块7a具有连结至大的第二模块50的通信线路。中间模块7a配 置为接收来自第一模块la~lc的信号并将该信号中转至用作基站的第 二模块50。第一模块ld lf具有连接至中间模块7b的通信线路，该中 间模块也将信号中转至基站50。在替代实施方案中，模块7a可以是基站(即根据本发明的第二模 块)，而大的模块50可以是用于存储和/或对从基站7a或7b发送的数 据执行进一步处理的远程装置。在这种情况下，远程装置50可以是通 过例如计算机网络或因特网连接至模块7a和7b的计算机或存储设备。为了限制传感装置的功率要求，优选传感装置l的电源电路保持简 单并且不包括电压调节器。由于没有电压调节器，因此可以节省空间和 降低功耗。此外，传感装置1 (下文也被称为第一模块)的笫一时钟3 是RC张驰振荡器。其它可能的第一时钟3的替代品包括非稳态振荡器、 多振子、考必兹(Coll-pitts)振荡器或哈脱莱(Hartley)振荡器。这些时 钟体积小、价格便宜、且消耗的功率比常规使用的晶体振荡器要低。其 它的可能对于本领域技术人员也是显而易见的。前述除了晶体振荡器之 外的时钟具有低Q。但是，即使Q为10 20,由于其中心频率很容易 识别，因而该系统仍然能够运行。Q为2~10的时钟也可以。该实施方 案中，为了节省空间，第一时钟3提供在与处理器15和存储器20相同 的集成芯片上。但是，其可以安装在独立的芯片或电路板上。由于不调节所述电源，因此其输出电压是不稳定的。输出电压将随 时间(例如当电池耗尽时)而变化并响应环境条件(例如温度)的变化。 第一模块的电子元件将会受到电源电压变化的影响。例如，所有的传感 器将通过ADC连接至处理器15。 ADC的响应根据电源电压而变化(通 常是线性形式)。 一些传感器自身的响应随电源为其提供的电压而变化 (例如，许多温度传感器的输出随恒温下的电源电压呈线性变化)。因 此，发送给第二模块的传感器数据将不会完全准确地反映传感器的测量 值，因为这些数据将被电源电压引起的变化所破坏。第二模块能够对这些变化进行补偿，因为第一模块的第一时钟3的频率(时钟频率)也随 着电源电压而变化。因此，在传感器5、 IO读取每个传感器值或每组传感器值时，如果 基站50 (第二模块)能够检测或估计第一时钟3的频率，那么就能够相 应地补偿这些传感器值。所述补偿可以通过首先确定传感器数据的每个部分(例如对每个或 每组传感器值)的第一时钟频率来执行。估计第一时钟频率的方法将在 后面解释。根据第一时钟频率，可基于电源电压和第一时钟频率之间的预定关系计算出电源提供的电压。该预定关系可以经验或理论计算，并 且对某些时钟，其可以由生产商规定。在一个实验中，发现电源电压(V) 表现出对第 一时钟频率(f)的对数依赖性。这可以用公式V = A logl。 f + B来表达，其中A和B是常数。给出这个公式只是为了举例，其它的 时钟可以表现出对数依赖性、指数或多项式依赖性。 一旦计算出电源电 压，就可以根据电源电压和发送至基站50的传感器数据中的传感器值 之间的预定关系来执行补偿。这种预定关系可以理论或经验计算。大多 数情况下，所述关系为线性关系，因为第一模块的ADC的输出通常随 电源电压的变化而线性变化。现在将参照图16和17对第一模块的结构和功能进行详细说明。图 16是第一模块1中的元件和数据流的方框图。有N个传感器，其中示 出第一传感器5、第二传感器10和第N传感器115。这些传感器通过各 自的传感器电路121、 122和123连接至多路复用器130。多路复用器 130将来自传感器电路121、 122和123的信号多路转换至ADC140。然 后ADC140将基于传感器5、 10、 115的测量值的信号输入处理器15。 处理器15根据存储在存储器20 (内部和外部)中的程序来控制第一模 块的运行。存储器20可以是芯片上RAM。所述模块也可以将基于传感 器5、 10、 115测量的参数值的传感器数据存储在存储器20中。处理器 15将基于测量的传感器值的传感器数据传递给编码器160。编码器160 将这些数据编码成适合于经过发送器170传输至第二模块50(或发送至 中间模块7a、 7b)的格式。本实施方案中，编码器是含有伪-随机(PN) 噪声编码发生器的DS-SS编码器装置。所述PN码的长度由处理器15
控制，以为数据传输提供加密倍增处理。所述PN码可以被配置为利用 码分多址的方式使几个第一模块可共享相同的基站。处理器15的运行 以及所述处理器和连接元件之间的数据流由笫一模块时钟3调节。第一 模块还可以包括DAC150，以使处理器15能够控制模拟电路，例如传 感器或时钟3。图17是示出第一模块的元件如何被分割为独立芯片的方框图。传 感器5、 10、 115可以单独放置或作为整体放置。例如，传感器5可以 是pH传感器。处理器15、存储器20和时钟3全都集成在芯片200上。 时钟3可以单独提供，但是不优选这种选择，因为其占用更多空间。本 实施方案中，传感器电路121、 122、 123组合成一个传感器电路120, 提供在与处理器15和存储器20相同的集成芯片上.该集成芯片也包括 组合的多路复用器和ADC单元130、 140。专用的硬件装置15a和15b 提供串行外围接口 (SPI)和DS-SS编码器。不过，在一般说明中这些 硬件装置被视为处理器15的一部分。图17中，"C"代表去耦电容器， 细箭头代表时钟信号。还有独立于前述集成芯片200提供的发送器电路25。本实施方案中， 发送器电路包括用作磁偶的表面安装线團感应器。这消除了对RF天线 的需要，从而节省空间。作为选择，可能使用集成到芯片200上的片上 RF器件。重要的是注意到在本实施方案中，集成芯片200与模拟传感器5、 10、 115和模拟发送器电路25是分离的。集成芯片200通过垫團190 和去耦电容器180绝缘。处理器15对传感器数据进行编码，以根据曼彻斯特协议进行传输。 但是，可以使用不同的协议，这对于本领域的技术人员是显而易见的。 所述数据传输为异步传输，因为其不包含与读取传感器测量值的时间相 关的任何信息。此外，第一模块l的传输是连续的，因为在发送下一个 数据包之前不等待基站50接收数据包的确认。因此，第一模块不必具 有接收器。任选地，可以提供接收器30，如图14的实施方案所示，并 且这种情况下可以使用同步数据交换协议，但是不优选这种选择，因为 接收器30消耗额外的功率，并占用第一模块的空间。编码传感器数据，以便以192位数据包进行传输，然后是没有数据 传输的58位"零周期"。该零周期使得基站50更容易确认每个数据包 的位置。每个数据包包含两个相同的代表传感器数据的64位码和64位 验证和奇偶冗余码。显然，所述数据包的确切内容和长度和所述零周期 的确切长度可以改变，给出上述数字只是为了举例说明。图18是没有外壳的第一模块1的一个实施方案的透视图。电源电 池12与发送器25和集成电路200连接成一行。柔性电缆206， 207 (例 如带缆)将传感器5、 10连接至集成电路200。图19是外壳211被拆开 的第一模块的透视图。可以看出，在图19所示实施方案中，所述外壳 具有第一部分211a，其被螺丝固定在第二外壳部分211b上以形成外壳 211。传感器5、 10具有支架夹216，而柔性电缆(例如带缆)206、 207 弯曲以允许传感器5、 IO被放置到所需位置。支架夹216具有可与外壳 上的孔231对齐的孔221，以提供传感器与外界环境之间的接触。当组 装胶囊时，第一模块的内部电子元件通过外壳211与外部环境隔离。然 后，所述模块成为可吞咽胶嚢形式，其尺寸与大维生素药丸大致相等。第二模块50接收第一模块传输的信号，其可为例如通断键控的RF 信号形式。随后第二模块50恢复传感器的数据值，由于第一模块的定 时不准确而且可变化，所以第二模块50利用自己的时钟23 (比第一模 块的时钟3更准确和稳定)对所有传感器值或传感器值组进行时间标记。 第二模块也调节传感器值以补偿上述讨论的第 一模块电源电压的变化。图20是示出根据本发明一个实施方案的第二模块的详细操作的流 程图。在步骤300中，第二模块的扫描接收器基于预定的通道带宽内接 收的传输频率而输出模拟电压。该信号包含被电磁干扰所破坏的发送数 据。第二模块具有数据采集(DAQ)装置，其通过步骤310中的过采样 将模拟电压数字化。其采样率为奈奎斯特速率(Nyquist rate)的至少 两倍，优选为奈奎斯特速率(Nyquist rate)的至少三倍。采样根据连 续触发模型执行，以便在两个连续的信号捕获之间不丟失任何数据样沖o如上所解释，来自第一模块的每个"信号"包括至少数据包和"零 周期"。还如上所解释，第一模块以连续流的方式传输信号。例如，可 以通过第一模块传输具有4 Kbps数据传输率的曼彻斯特编码比特流， 并且可以通过第二模块的信号捕获(DAQ )装置以20 KSps的过釆样速 率进行采样。图21是示出数据包、零周期和信号捕获的时间以及图20
流程图中其它子程序的时间线。DAQ间隔(如图21中所示T)设置为 比完整的数据包长，但是比每个数据包之间的间隔短。例如， 一个数据 包可占用5 KB (例如0.25秒采样间隔x 20KSps过采样速率x 8位分辨 率)或至多20 KB (例如1秒采样间隔x 20KSps过采样速率x 8位分辨 率)的局部緩冲空间用于瞬时处理。当然，可以采用其它的采样间隔和 速率。无论如何，DAQ程序应该花费相对短的时间间隔(如图21所示 Ts，通常为几个亳秒)来完成，以便为下一个信号的解码、数据包的提 取和数据包翻译程序(如图lO所示的时间段Tp)留出足够的时间。DAQ步骤310之后，在步骤320中对获取的数据样品执行低通滤波 和其它预处理程序。然后在步骤330中执行DS-SS关联，目的是从采样 数据中提取第一模块1发送的信号。各种可能的DS-SS方法对于本领域 的技术人员是显而易见的。步骤330之后，接收的信号已经被转换成一系列数字化的模拟值。 在步骤340中，生成概率直方图，并用于确定区分0和1的阈值电压。 由于阈值电压可以根据接收信号进行合适的设置，因而提高了二进制值 的辨别，并且甚至可以对微弱信号进行辨别。接着，在解码步骤350中，对数据包进行定位和识别，并提取二进 制数据。在处理每个数据包的数据(例如，传感器值)之前进行这个操 作是必要的。在长"零周期"期间通信线路闲置，可以粗略地利用长"零 周期"来定位潜在的数据包。如果潜在的数据包实际存在，则其预定的 起始序列(一个或多个起始位的序列)和终止序列(一个或多个终止位 的序列)被用于对数据包进行精确定位。为了找到数据包，利用从信号两端搜索的迭代程序。一个用于定位数据包的简单解码程序的例子为0:指针F-指针F+步长F;指针B =指针B-步长B; 1 :指针F和指针B之间的数据组是合法数据包吗？ 2:如果否回到0;3 :如果是数据包=数据包 x解码信号； 4:更新步长F和步长B;} * B代表起始序列，F代表结束序列。除了所述起始和终止序列外，诸如比特完整性和比特长度的特征可 以用来验证数据包。接着，步骤360中，使用中值滤波器例如自回归移动平均(ARMA) 估计器来提高信噪比。图22示出数据包的部分数据位-时间，以及被中 值滤波器滤除的噪声峰400。经过中值滤波之后，所述数据包被提取，以除去由过采样所产生的 附加数据点，这个阶段的输出经过提取之后包括构成完整数据包的数据 信息位。该数据可以使用多种不同的格式，下面给出了一个可能的例子片段l:起始序列(从左向右传输)0, 1, 0， 1， 0, 1， 0, 1片段2~7: 48个数据位片段8:终止序列1, 0， 1， 0， 1， 0, 1， 0子包i片段9:起始序列0， 1， 0， 1， 0， 1, 0， 1片段10~15: 48个数据位片段16:终止序列1， 0， 1, 0， 1, 0， 1, 0子包ii片段17:起始序列0, 1， 0， 1， 0， 1, 0， 1片段18 23: 48个数据位片段24:终止序列1, 0， 1, 0， 1， 0， 1， 0子包in上述示例中，子包i和ii包含传感器数据，子包in包含奇偶性数据。
接着，在步骤370中，数据包翻译程序从数据包中提取传感器数据， 并在第二模块50接收所述数据包的时间基础上根据第二模块的时钟23 来对齐标记时间信息。数据包翻译程序370还检验奇偶性数据(例如子 包III)，以确保传感器数据恢复准确。如果奇偶性和任意其它真实性校 验是正确的，则指示位设成"1"以指示数据有效，否则指示位设成"0"。 该步骤的输出是时间标记、传感器数据和指示位。所述时间标记可用于 数据包中传感器数据的每个部分(具有预定长度，例如每个传感器值)， 或者是用于整个数据包。接着，在步骤380中，在传输数据包时，估计第一模块的时钟3的 时钟频率。本实施方案中，所述时钟频率根据已知的第一模块时钟周期 的数目和次数来估计，第一模块消耗时钟周期来产生和传输数据包，所 述次数为根据笫二模块时钟，数据包的起点和终点到达第二模块的次 数。其它的实施方案可以使用不同的方法来估计第一模块时钟频率，但 是这些方法通常总是基于第二模块接收数据的速率来估计的。然后，根据第一模块电源12提供的电压(V)和第一模块时钟3的 时钟频率(f)之间的预定关系，估计在传感器5、 10采集传感器数据 时第一模块电源12施加的电压。所述预定关系可以通过经验或理论确 定。在一个第一模块的一个实验中，发现所述关系为V = Alog10f + B其中A-2.35， B为常数，不需要列入补偿程序。一旦确定电源电压(V),就调节传感器数据中的传感器数据值来补 偿电源电压的变化。该补偿基于传感器值(即第一模块传输的传感器数 据值)和电源电压之间的预定关系来执行。第一模块传输的传感器值通 常基于传感器10、 15的模拟输出和ADC140 (和任意放大器)对该输 出的响应以及第一模块处理器15所作的任何调节。在许多情况下，传 感器值和电源电压之间的关系将是线性关系。这种关系可以通过理论或 经验来确定。 一旦已知这种关系，就可以和估计的电源电压一起使用， 来补偿电源电压的变化所引起传感器数据值的变化。第二模块的处理器70也可以基于同时或相应时间内第二传感器10 读取的传感器数据值来补偿第一传感器5的传感器数据值。例如，如果 第一传感器5是pH传感器，第二传感器IO是温度传感器，那么第一 传感器5的传感器数据值可以根据在不同温度下pH传感器10的pH响 最后，在步骤390中，经处理的传感器数据被输出到显示器、存储 器或远程装置。输出包括补偿的传感器值和测量这些值时的估计时间。第二模块的处理器70也可以配置为基于第一模块时钟3的估计时 钟频率和/或前一个估计的时钟频率和/或前一个数据包的(时间)位置 来预测下一个数据包的位置。对数据包位置的预测可以用来优化搜索数 据包的解码程序，并有助于防止第一和第二模块之间通信联络中断。图18和19中示出的可吞服胶嚢1具有外表面光滑的外壳。但是， 其可具有外表面为螺旋状图案的外壳。该螺旋状图案使传感装置在通过 肠道时旋转，其方式与子弹在来福枪的枪筒内推进的方式类似。在胶囊 穿过肠道的情况下，向前的推动力可由肠道的蠕动提供。所述螺旋状图 案应该是至少一个螺旋匝，并且可以通过所述胶嚢的外壳内或外壳上的 缺口、突起或沟槽形成。图23是具有由外壳内的沟槽510形成的两个 半螺旋匝的可吞服胶嚢1的顶部视图。图24是具有由外壳表面上的突 起516形成的两个半螺旋匝的可吞服胶嚢1的顶部视图。两个胶嚢都具 有孔515，以允许周围环境中的流体和胶嚢内的传感器接触。关于图1-24的上述说明涉及操作系统水平的传感器装置和系统， 具体涉及第一和第二模块之间的通信和传感器的校正以及传感器输出 的翻译(通过第一或第二模块的处理器)。参照图28和29，这些图中示出用于本发明优选实施方案的传感器 元件450。传感器元件450是"单步"传感器元件，因为其只可被操作 来感测分析物的存在与否一次。如图29的横截面图所示，传感器元件 形成在衬底452上。电极454， 456和463 (工作电极454，反电极456 和参比电极463)形成在衬底452的顶部，但是不接触，由间隙458隔 开。这些电极由金或金铂合金或铂制成。通常，电极由不同的材料形成，成。工作电极通常用银制成。参比电极的目的(如本领域技术人员所公 知的)在于在工作电极上提供稳定的电压，从而补偿工作电极上的氧化 还原反应的效果。衬底和电极的上方形成绝缘层460，使每个工作电极 454、反电极456和参比电极463留出一部分暴露在井中。由于绝缘层 460的壁内阶梯，因此井为阶梯状。在井的底部是电极462，其覆盖并 接触工作、反 选电极为离子型导电凝胶或固体电解质，例如固体高分子电解质(例如聚氧化乙烯，氟化磺酸共聚物，例如DuPont的NafionTM)。覆盖电解 质的是半透膜464，其不可透过水和电解质，但是可透过氧。通常，半 透膜用TeflonTM形成。保护层466穿过井并形成在绝缘层460内。通常， 保护层为金或金合金层，厚度为0.2~0.3 nm。电极468连接至保护层 466。保护层466和半透膜464之间的空间为反应物空间。反应物空间内 提供第一反应物层470和第二反应物层472。可以采用不同的结构来配 置第一和第二反应物，例如以多层的形式，或者一种反应物在另一反应 物中的岛，或者是紧密混合的反应物。其最佳配置将取决于存在和不存 在催化剂成分时反应物相互之间的反应性，下文将对此进行描述。在本实施方案中，传感器元件450是血液传感器。血红蛋白(血液 的一种成分)通过第二反应物中存在的介质或氧供体来对氧化第一反应 物中酚类化合物的反应进行催化。本实施方案中的第 一反应物是或者包 含oc-愈创木酚酸。第一反应物的替代物是四甲基联苯胺(TMB)。第二 反应物是或者包含碘酸盐或高碘酸盐。第二反应物的替代物是作为氧供 体的2，5-二甲基己烷-2，5-二氢过氧化物。另一替代物是过氧化氢，但是 不优选，因为过氧化氢泄漏到肠道内可能是不理想的。可以通过已知的制造技术将不同的层应用于衬底452。例如，可以 利用旋涂，尤其是当衬底452是平坦的，例如硅衬底时。可以结合光掩 模或通过掩模和蚀刻过程来实现合适的旋涂。蚀刻可以利用氧等离子体 来进行，因为愈创树脂是有机物。但是，可以使用其它的沉积技术，例 如溅射、厚膜沉积、注射成型、蒸发、微量加液器沉积等。举例来说， 可通过将愈创树脂溶于醇(例如乙醇、N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)或二甲 基亚砜(DMSO)),然后旋涂该溶液而将愈创树脂沉积到反应物空间中。绝缘层460优选由聚酰亚胺或SU-8形成。使用时，传感元件是无活性的，受到保护层466的保护，直到被激 活。为了激活传感元件，通过电极468对保护层466施加电压。合适的 电压为+1.0 V (或更高)。阴极(未图示)提供在别处以完成电化学电 路。阴极由任意不产生有毒电解产物的导电或电活性物质形成。当传感 元件处于氯离子水溶液的环境(例如胃肠道)中时，对保护层施加该电 压将通过形成氯金络合物而导致保护层腐蚀。这些物质在阴极被还原。
通过这种机制，保护层可以在短至10~30秒就可以被除去，使第一和 第二反应物暴露于环境。以这种方式除去金保护层已经由Santini等人 在"Microchips as controlled drug-delivery devices" ， Angew . Chem. Int. Ed . 2000 ， 39 ， 2396- 2407中示出，^中内容在此通过引用并入本 文。一旦暴露于胃肠道环境，胃肠道中存在的血液对第一和第二反应物 之间的反应进行催化。第一和第二反应物之间的反应产生作为最终产物 的溶解氧，任选通过活性中间体产生溶解氧，这取决于发生的具体反应 和溶液条件。半透膜可透过氧。形成在传感器元件的电解质空间内的电 化学电池实际上是克拉克电池(Clark cell),这将会被本领域技术人员 很好地理解。电池控制或监测工作电极和反电极之间的氧化还原反应。 这样，可以监测第一和第二反应物之间的反应，因而也可以测量传感器 元件的分析物(血液)的浓度。在另一个实施方案中，克拉克电池被光电检测器取代，其中来自 LED (优选白光LED)的光穿过反应物空间。当第一和第二反应物在 血液存在下反应产生蓝绿色时，光电检测器能够检测反应物空间内的颜 色变化。当然，其它的颜色变化可以通过类似的方式进行监测，例如当使用 不同的反应物时。在一些环境中(例如依赖于温度和/或pH),第一和第二反应物之间 的反应速率将会变化，即使不存在血液也是如此。因而，根据传感器元 件的贮存历史及其使用历史(例如其在体内的时间)，传感器元件的输 出(即工作电极和反电极之间的电势)在激活之前或激活之后将会变化。 因而，有必要根据上述方案和程序之一来校正传感器元件，例如根据 pH传感器和/或温度传感器的输出，和/或传感器使用的测量时间来校 正。传感器元件只能被激活一次，以进行单次测量。因此，传感器装置 被提供为具有相似传感器元件的阵列。图25A示出合适的传感器装置 408a和传感器元件阵列482a的示意图。该实施例中，传感器元件阵列 482a具有弯曲的形状并位于传感器装置的弯曲外表面上。共阴极481a 也位于所述装置的外表面，用于完成激活每个传感器元件时除去保护膜 466所需要的电化学电路。传感器阵列优选制造成柔性衬底(例如聚亚
酰胺)上的平面形式，然后弯曲以适合传感器装置的弯曲外轮廓。但是， 传感器元件阵列也有可形成为平面构型，并置于传感器装置的平坦(较不弯曲)部分处。这类传感器的一个实施例示于图25C的替代传感器装 置中，其中传感器装置480c具有不对称的形状，在483c端为圆形，而 在另一端484c端为平坦状，传感器阵列482c位于平坦端484c处。共 阴极481c可以位于所需的方便位置。例如，在替代实施方案中，传感 器装置可以在所述装置的纵向中间部分具有平坦形状，或者具有平坦 端，或者平坦表面形成为与所述装置的主轴成一倾角的小平面端。作为 选择，传感器阵列可以基本上完全沿传感器装置的周边延伸。优选这种 方式，因为这将允许传感器元件对所述装置的环境更多采样。这种方式 示于图25B中，其中传感器装置480b具有圆柱形状，传感器阵列482b 与共阴极481b沿传感器装置的周边延伸。已经提及，可在柔性聚亚酰 胺衬底上提供平面形式的传感器元件，然后使衬底弯曲以适合所述装 置。作为选择，可将传感器元件提供为传感装置的外壳的一部分。例如， 合适的井状可以模制或微加工成所述装置的外壳，和/或电极可以浇铸 成所述外壳。图26示出5x5传感器元件阵列的示意图。每个传感器元件485具 有两种电连接-控制信号输入487和传感器输出486。这些连接仅在图 26中示意性示出。每个传感器元件的控制信号输入由连接至保护层466 的电连接构成。传感器输出486实际上由每个电池三个电连接构成-分 别用于工作电极，反电极和参比电极。本领域技术人员将容易理解，这 些电极收发的信号可以用类似的控制和运算放大器电路来控制，如参照 前图所说明的。图27是示出具有第一模块490和第二模块492的传感系统的示意 图。其配置与图2所示的功能项目相似，只是第一传感器494是传感器 元件阵列，例如前述生物传感器阵列。控制器495响应第二传感器496 (例如前述pH传感器或温度传感器)的输出或者是根据控制器495内 存储的预定进度表而同时控制(即激活)一个(或多个)传感器元件。 传感器输出(激活的传感器元件的工作电极和反电极之间的电压)由控 制器495检测。然后，将该输出获得的传感器数据通过第一模块的发送 器497发送至第二模块的接收器498。依次操作传感器阵列中的所有传感器相当耗费功率，尤其是通过除 去保护层466和在工作电极与反电极之间施加合适的电位差来激活每个
传感器元件。在传感器装置的运行期间，为了保存足够的功率来充分运行每个传感器元件(例如，19~24小时))，前面实施方案中所述的各种 节省功率和空间的措施也应用于本实施方案。这些实施方案的改进，更多的实施方案及其改进对于阅读本公开内 容的本领域技术人员将会是显而易见的，这些内容同样在本发明的保护 范围之内。
权利要求
1.一种传感设备，包括第一模块和第二模块，所述第一模块具有控制器、发送器、和传感器元件阵列，所述控制器能够独立于所述阵列中的其它元件而激活所述阵列中的一个或多个传感器元件，以在不同时间利用所述阵列中不同的传感器元件从所述阵列获得传感器输出，所述发送器配置为将从所述传感器输出获得的传感器数据从所述第一模块发送至所述第二模块的接收器，其中每个传感器元件是生物传感器，用于检测所述传感器阵列所处环境中的相同分析物的存在。
2. 根据权利要求1的传感设备，其中所述第一模块适合(i) 可吞服，以穿过人体或动物体；(ii) 可植入人体或动物体；或(iii) 置于人体或动物体的表面位置(例如创伤部位)。
3. 根据权利要求1或权利要求2的传感设备，其中每个传感器元件只 能被激活一次，以尝试检测所述环境中所述分析物的存在。
4. 根据权利要求1~3中任一项的传感设备，其中所述传感器输出对 应于以下至少 一个分析物状态分析物存在；分析物不存在；所检测分析物浓度的定量测量。
5. 根据权利要求1~4中任一项的传感设备，其中所述分析物为血液、 或血红蛋白、或血液中的其它成分、或血液的降解产物。
6. 根据权利要求1~5中任一项的传感设备，其中所述阵列中传感器 元件的激活允许存在于所述传感器元件的环境中的分析物催化第 一反 应物和第二反应物之间的化学反应，所述传感器元件对所述化学反应的检测确定所述传感器元件输出。
7. 根据权利要求6的传感设备，其中每个传感器元件包括容纳至少所 述第一反应物的反应物空间。
8. 根据权利要求7的传感设备，其中所述反应物空间还容纳所述第二 反应物。
9. 根据权利要求8的传感设备，其中所述第二反应物与所述第一反应 物接触。
10. 根据权利要求7~9中任一项的传感设备，所述反应物空间和电解质 空间由半透膜隔开，所述电解质空间具有工作电极、反电极和任选的参 比电极，所述电极与所述电解质空间内的电解质电接触。
11. 根据权利要求7~10中任一项的传感设备，所述反应物空间在激活 所述传感器元件时可暴露于所述环境。
12. 根据权利要求11的传感设备,每个传感器元件包括用于覆盖所述反 应物空间的盖构件，所述盖构件至少部分可移除以允许暴露所述反应物 空间。
13. 根据权利要求12的传感设备，其中通过对所述盖构件施加电压而至 少部分可移除所述盖构件。
14. 根据权利要求13的传感设备，其中所述电压触发所述盖结构的腐蚀、 溶解、熔融、升华和断裂中的至少一种。
15. 根据权利要求6~14中任一项的传感设备，其中所述第一反应物包 括oc -愈创木酴酸或其衍生物。
16. 根据权利要求6~15中任一项的传感设备，其中所述第二反应物是 在催化剂存在下能够氧化所述第 一反应物的介质。
17. 根据权利要求1~16中任一项的传感设备，其中所述传感器阵列提 供在所述第一模块的外表面，以提供与所述第一模块所处环境的接触。
18. 根据权利要求1 ~ 17中任一项的传感设备，其中所述阵列包括至少 4个传感器元件。
19. 根据权利要求1 ~ 18中任一项的传感设备，其中所述阵列包括至少 9个传感器元件。
20. 根据权利要求1 19中任一项的传感设备，其中所述控制器可操作 用于按预定时间间隔激活所述传感器元件。
21. 根据权利要求1~20中任一项的传感设备，其中所述第一模块的传 感器阵列形成第一传感器，并且所述第一模块还包括第二传感器，所述 第二传感器可操作用于测量所述第一模块所处环境的参数。
22. 根据权利要求21的传感设备，其中所述控制器利用所述第二传感器 的输出以确定所述传感器阵列的传感器元件被激活的时间。
23. 根据权利要求21或22的传感设备，其中所述第一模块还包括第三传 感器，所述第三传感器可操作用于测量所述第一模块所处环境的参数， 所述参数不同于所述第二传感器测量的参数。
24. 根据权利要求23的传感设备，其中所述控制器利用所述第二和第三 传感器的输出来确定所述传感器阵列的传感器元件被激活的时间。
25. 根据权利要求23或24的传感设备，其中所述笫二和笫三传感器选自 pH传感器、温度传感器、溶解氧传感器、电导率传感器、生化传感器、 光学传感器和声学传感器。
26. —种操作包含第一模块和第二模块的传感设备的方法，所述第一模块 具有控制器、发送器和传感器元件阵列，所述方法包括下列步骤(i) 所述控制器独立于所述阵列中的其它传感器元件而激活所述阵列中 的至少一个传感器元件，以在第一时间tl处从所述至少一个传感器元件获 得传感器输出；(ii) 所述控制器独立于所述阵列中的其它传感器元件而激活所述阵列 中的至少一个其它传感器元件，以在与tl不同的时间t2处从所述至少一个其它传感器元件获得传感器输出；和(m)将来自所述第一模块的传感器数据发送至所述第4块的接收器， 其中每个传感器元件为生物传感器，用于检测所述传感器阵列所处环境中的相同分析物的存在。
27. 根据权利要求26的方法，还包括以下步骤所述控制器在不同的时 间t顺序激活所述传感器元件，以从所述阵列获得传感器输出序列，所 述序列与在所述不同时间t的所述环境中所述分析物的检测或不存在相 对应。
28. 根据权利要求26或27的方法，其中每个传感器元件最多仅被激活 一次，以尝试检测所述分析物的存在。
29. —种传感装置，其设计用于穿过人体或动物体的消化系统，或者植 入人体或者动物体内，所述装置具有用于测量第一参数的第一传感器、 用于根据校正程序校正所述第一传感器的电子电路或软件、和用于将来 自所述第一传感器输出的数据发送至外部装置的发送器，其中所述电路 配置为通过改变连接至所述传感器的可变增益放大器的增益和/或通过 改变应用于所述传感器的补偿电压或通过改变应用于连接至所述传感 器的放大器的补偿电压来校正所述传感器。
30. 根据权利要求29的传感装置，其中所述装置是可吞服胶嚢。
31. 根据权利要求29或30的传感装置，其中所述校正程序是用于优化 所述传感器动态范围的程序。
32. 根据权利要求29~31中任一项的传感装置，其中所述校正程序包括 确定所述传感器输出和所述测量参数的实际物理值之间的关系的步骤。
33. 根据权利要求29 32中任一项的传感装置，其中所述校正程序是调节 所述传感器或周边电路直至所述传感器具有零输出的程序。
34. 根据权利要求29~32中任一项的传感装置，其中所述校正程序是用于 补偿所述第 一传感器随时间漂移的程序，所述补偿才艮据传感器随时间漂移 的模型进行。
35. 根据权利要求34的传感装置，其中所述传感器随时间漂移的模型是 存储在存储器内的预定模型。
36. 根据权利要求34的传感装置，其中所述传感器漂移的模型在传感器 的使用过程中通过对所述传感器测量的之前数据点用外推法计算。
37. 根据权利要求34~36中任一项的传感装置，其中所述传感器输出根 据所述模型以规律间隔进行调整，以补偿传感器的漂移。
38. 根据权利要求29~32中任一项的传感装置，其中所述校正程序是调节 所述传感器输出以使其指示与特定参考值相关的感测参数值的程序。
39. 根据权利要求29~32中任一项的传感装置，其中所述校正程序是所述 传感器暴露于已知刺激并且调节所述传感器输出直至其与预定值相等或 在所述已知刺激规定的预定范围之内的程序。
40. 根据权利要求39的传感装置，其中所述传感装置提供在容纳液体或凝 胶的外壳中，所述液体或劍欧具有所述第一传感器i更计用来测量的物理参 数的已知值，并且其中所述校正程序配置为参考对测量所述液体或亂欧响 应的所述传感器输出来校正所述传感器。
41. 根据权利要求29~40中任一项的传感装置，其中所述传感装置配置为 将校正数据发送至外部装置。
42. 根据权利要求29~41中任一项的传感装置，其中所述传感装置配置为 自发执行所述校正，而与来自外部电子装置的指令或数据无关。
43. 根据权利要求29~41中任一项的传感装置，其中所述传感装置具有用 于接收来自外部装置的控制指令和/或校正数据的接收器，并被配置成参考 接收自所述外部装置的控制指令和/或校正数据执行所述校正。
44. 根据权利要求29 43中任一项的传感装置，其中所述第一传感器为 pH传感器、温度传感器、血液传感器、溶解氧传感器、电导率传感器、 生化传感器、光学传感器和声学传感器。
45. 根据权利要求29~44中任一项的传感器装置，其中所述第一传感器包 括离子敏感场效应晶体管。
46. 根据权利要求29 45中任一项的传感装置，其中所述传感装置的发送 器是无线电发送器、感应磁场发送器或声学发送器。
47. 根据权利要求29~46中任一项的传感装置，还包括用于测量与所述第 一M不同的第二M的第二传感器，其中所述校正程序配置为基于来自 所述第二传感器的读数调节所述第一传感器的输出。
48. 根据权利要求47的传感装置，还包括控制器，其用于在来自所述第二 传感器的输出显示预定特征时开启所述第一传感器，或者在来自所述第二 传感器的输出显示所述预定特征之后的设定时间开启所述第一传感器。
49. 根据权利要求47或48的传感装置，其中所述第一传感器是血液传感 器，所述第二传感器是pH传感器。
50. 根据权利要求48的传感装置，其中所述控制器配置为自发开启所述第 一传感器而没有来自外部装置的输入。
51. 根据权利要求29~50中任一项的传感装置，还包括处理器，其配置为 检测所述第 一传感器示出中指示所述传感装置位于体内特定位置的特征 事件，并将指示所述传感装置位置的位置数据存储在存储器中和/或发送至 外部装置。
52. 根据权利要求51的传感装置，其中所述第一传感器是pH传感器。
53. 根据权利要求51或52的传感装置，其中所述处理器配置为用于在所 述第一传感器的输出指示pH已经从酸性pH变成碱性pH时，检测所述传 感装置已经离开小肠并^/v大肠。
54. —种用于测量参数的系统，包括第一模块和第二模块，所述第一模块 的形式为根据权利要求29~53中任一项的传感装置，所述第二模块包括 用于接收由所述第一模块的发送器发送的数据的接收器。
55. 根据权利要求54的系统，其中所述第 一模块还包括用于接收来自所 述第二模块的指令和/或数据的接收器；所述第二模块还包括用于发送指令和/或数据至所述第二模块的发送器；和处理器；其中所述第二模 块的所述处理器配置为将校正指令和/或校正数据发送至所述第一模 块，且所述第一模块配置为基于所接收的指令和/或数据来校正所述第 一传感器。
56. —种用于测量参数的系统，包括用于人体或动物体的传感装置形式 的第一模块，其具有用于测量第一参数的第一传感器和用于将所述第一 传感器得到的测量值和所述第 一模块生成的校正数据发送至第二模块 的发送器；第二模块，其包括用于接收所述第一模块发送器输出的数据 的接收器和用于处理所述数据的处理器，其中所述第二模块的处理器配 置为根据校正程序和基于所述第一模块发送的校正数据来校正所述第 一传感器得到的测量值。
57. 根据权利要求56的系统，其中所述校正程序是用于补偿所述第一传 感器输出随时间漂移的程序，所述补偿根据传感器随时间漂移的模型来 执行。
58. 根据权利要求56的系统，其中所述校正程序是将所述第一传感器输 出与所述测量参数的实际物理值相关联的程序。
59. 根据权利要求56的系统，其具有根据权利要求48的传感装置，其 中所述控制器配置为响应所述第二模块发送的指令，基于所述第二传感 器的读数，来执行所述第一传感器的输出的所述调整。
60. —种用于收集数据的设备，包括第一模块，其适合置于人体或动物体内或穿过人体或动物体，所述 第一模块包括第一时钟、至少一个传感器、为所述第一时钟和所述至少 一个传感器供电的电源和用于发送来自所述至少一个传感器的传感器 数据的发送器；和第二模块，包括第二时钟、接收器和处理器，所述处理器配置为接 收由所述第一模块的发送器所发送的数据，对所述第一时钟的时钟频率 进行估计，并通过基于所述估计的第一时钟频率调整传感器数据而针对 所述第一模块电源的功率变化来补偿所述接收的传感器数据。
61. 根据权利要求60的设备，其中所述第一模块的发送器为无线电发送 器，所述第二模块的接收器为无线电接收器。
62. 根据权利要求60或61的设备，其中所述第一模块为可吞服胶嚢或 者用于插入大肠的植入装置，所述植入装置具有允许体液通过的开口 。
63. 根据权利要求60~62中任一项的设备，其中所述第一模块的至少一 个传感器输出 一 系列传感器值，每个值对应于各自时间读取的传感器读数，其中对于每个各自的传感器值，所述第二模块的处理器在读取所述 传感器值时对所述第一时钟频率进行估计，并对每个各自的传感器值进 行调整以补偿所述第一模块电源的功率变化。
64. 根据权利要求60~63中任一项的设备，其中所述第一时钟的频率基 于所述第二模块接收来自所述第一模块的数据的速率进行估计。
65. 根据权利要求60~64中任一项的设备，其中所述补偿基于所述传感 器与所述电源供应的电压之间的预定关系和所述第一时钟的时钟频率 与所述电源为所述第一时钟提供的电压之间的预定关系来执行。
66. 根据权利要求60~65中任一项的设备，其中所述传感器数据由所述 发送器根据协议发送，其中所述数据被分割为一个或多个数据包，每个 数据包具有固定的预定长度，其中每个数据包和其它的数据包间隔具有 固定的预定长度的无信号传输周期。
67. 根据权利要求66的设备，其中每个数据包具有标志数据包开始的一 位或多位起始序列和标志数据包结束的一位或多位终止序列。
68. 根据权利要求60~67中任一项的设备，其中从所述第一模块到所述 第二模块的信号传输为异步传输。
69. 根据权利要求60~68中任一项的设备，其中所述至少一个传感器选 自温度传感器、照相机、血液传感器、pH传感器、溶解氧传感器、电 导率传感器或压力传感器。
70. 根据权利要求60~69中任一项的设备，其中所述第一模块不具有用 于调整由所述第一模块电源输出的电压的调整器。
71. 根据权利要求60~70中任一项的设备，其中所述第一时钟是Q值小 于20的低Q时钟。
72. 根据权利要求60~71中任一项的设备，其中所述第一模块的发送器 根据CDMA系统发送信号，并且其中具有多个所述第一模块，每个第 一模块通过不同的通道发送信号。
73. 根据权利要求60~72中任一项的设备，其中所述处理器配置为预处 理来自所述接收器的模拟信号以生成概率直方图，从而确定阈值电压以 区分所述模拟信号中的0和1。
74. 根据权利要求60~73中任一项的设备，其中所述第一模块具有第一传 感器和第二传感器，并且所述第二传感器的处理器配置为基于来自所述第 二传感器的传感器数据中的传感器值来调整来自所述第一传感器的传感 器输出中的传感器值。
75. 根据权利要求74的设备，其中所述第二传感器是温度传感器。
76. 根据权利要求60-75中任一项的设备，其中所述第一模块不具有用于 接收来自外部装置的数据的接收器。
77. 根据权利要求60 76中任一项的设备，其中所述第一模块具有外壳， 所述外壳具有一个或多个用于将流体导向所述外壳中一个或多个开口的 沟槽。
78. 根据权利要求60 77中任一项的设备，其中所述第一模块是可呑月m 嚢，并且包括外壳，所述外壳具有至少一个螺旋沟槽、突起或缺口，用 于使所述胶嚢在通过肠道时发生旋转。
79. —种在系统中收发数据的方法，所述系统包括第一模块，其具有第 一时钟、至少一个传感器、为所述时钟和所述至少一个传感器供电的电 源和用于发送来自所述至少一个传感器的传感器数据的发送器；和第二 模块，其包括第二时钟、接收器和处理器；所述方法包括下列步骤将 基于所述至少一个传感器输出的传感器数据发送至所述第二模块的接 收器；和利用所述第二模块的处理器来估计所述第一时钟的时钟频率， 并通过基于所述估计的第一时钟的时钟频率调整传感器数据而针对所 述第一模块电源的功率变化来补偿所述接收的传感器数据。
全文摘要
公开了一种传感装置和设备，其特别适用于从胃肠道内收集数据，而且还适用于从其它环境收集数据。该传感设备包括第一模块(1)和第二模块(50)。所述第一模块具有控制器(15)、发送器(25)和传感器元件阵列(482)。所述控制器能够独立于所述阵列中的其它元件而激活所述阵列中的一个或多个传感器元件。每个传感器元件都是生物传感器，用于检测所述传感器阵列所处环境中的相同分析物(例如血液)的存在。还公开了适合于该装置的传感器的校正方案和程序。还公开了节省能源和节省空间的配置，尤其是传感装置和基站之间的异步通信协议，以及用于补偿由于传感装置的供电变化引起的传感器数据变化的补偿装置。
文档编号A61B5/07GK101150985SQ200680008947
公开日2008年3月26日 申请日期2006年2月10日 优先权日2005年2月11日
发明者乔纳森·马克·库柏, 大卫·罗伯特·赛姆·卡明, 尼古拉斯·伍德, 磊 王 申请人:格拉斯哥大学大学行政评议会