專利名稱：傳感裝置、設備和系統及其操作方法
技術領域：
本發明涉及一種傳感裝置、傳感設備和傳感系統。本發明還涉及操作 這種裝置、設備和/或系統的方法。本發明具體涉及收集生物學數據和/或 信息，但不僅限于此。本發明具體用于這樣一些系統，其中帶有傳感器的可吞服膠嚢被患 者吞服，并通過無線電或其它通信線路將收集到的數據從體內傳送至體 外的基站。但是本發明不限于這些應用，還可以用于設計植入人體的傳 感裝置。本發明也可以用于局部施用，例如創傷敷料。本發明還可以用 于動物，尤其但不限于諸如牛、羊和豬的農業牲畜。不僅可用于哺乳動 物，還可應用于非哺乳動物，例如養魚場的魚。公知的可吞服膠嚢引入用作傳感器的微型照相機，在該照相機穿過 胃腸道期間，其獲得胃腸道的一系列圖像。該相機獲得的圖像通過無線 電通信線路發送至基站。然后，專業操作人員對該系列圖像進行檢查， 找出胃腸道中的異常之處。這些圖像可以提供有用的診斷信息，但是需 要專業操作人員對每位患者花費大量時間。發明內容本發明采用三種相關發展的形式，如下文所示。每一種發展具有幾 個方面。可以理解，除非上下文另有要求，任意發展的方面可相互結合。 與此類似，除非上下文另有要求，優選和/或任選的特征可單獨或一起 與任意發展的任意方面相結合。第一發展本發明的第 一發展中，本發明人已經意識到對公知的可吞服膠嚢的 照相機傳感器提供可選擇的傳感器是有利的。特別地， 一些胃腸道疾病 很難用照相機傳感器進行檢測。例如，胃腸道出血是幾種疾病的共同癥狀，例如克羅恩氏病(Crohn'sdisesase)、潰瘍性結腸炎、潰瘍和癌癥。 胃腸道出血可被忽視，直到出現其它癥狀例如貧血或者是糞便中出現鮮 血時才引起注意。到那時，疾病通常進入了晚期。就腸癌而言，息肉在
癌變之前就經常出血。因此，如果這些情況能提前檢測到，那么息肉就 能夠安全切除，癌癥就能夠成功治療。用于檢測糞便中存在的血液的糞便潛血(FOB)測試是公知的。這些 檢測方法通常基于血紅蛋白的過氧化物酶樣行為或基于免疫測定。一種公知的FOB測試使用愈創樹脂浸漬卡。愈創樹脂(從樹中提 取)在氧化試劑存在時會變色。這些測試方法使用的事實是，血紅蛋白 催化由過氧化氫導致的愈創樹脂中酚類化合物(oc-愈創木酴酸)的氧 化，形成高度共軛的藍色醌化合物。在基于愈創樹脂的糞便潛血(FOB) 測試中，患者將糞便樣品涂在愈創樹脂浸漬的卡上。在將卡片送去分析 之前，通常要求對三種糞便中的每一種收集兩個樣品。在分析實驗室里， 將過氧化氫顯影劑溶液涂于所述卡上，如果樣品中存在血液，結果就會 出現藍綠色。上述糞便潛血法可用于篩選測試，其中患者通過郵件或者本地醫生 接受測試，患者采集他們自己的糞便樣品并將其涂敷在卡片上，然后將 卡片送回實驗室進行分析。這些測試的接受因人而異，尤其是在老年人 和不同種族或社會背景的人當中差別很大，其原因可能是采集樣品并將 其涂于卡上讓人^f艮不愉快。因此，在第一發展的第一方面中，本發明提供一種傳感裝置，其包 括第一模塊和笫二模塊，所述笫一模塊具有控制器、發送器和傳感器元 件陣列，所述控制器能夠獨立于所述陣列中的其它元件而激活所述陣列 中的一個或多個傳感器元件，以便在不同的時間通過所述陣列中不同的 傳感器元件從所述陣列獲得傳感器輸出，所述發送器配置為將來自所述 傳感器輸出的傳感器數據從所述第一模塊發送至所述第二模塊的接收 器，其中每個傳感器元件為生物傳感器，用于檢測用所述傳感器陣列所 處環境中相同分析物的存在。優選地，第一模塊適合于(i) 可吞服，以穿過人體或動物體；(ii) 可植入人體或動物體；或(iii) 置于人體或動物體的表面位置。對于應用(i),這對第一模塊的物理尺寸和形狀具有限制。關于形狀， 通常第一模塊為長形，長徑比為2.5:1或更高，優選3:1或4:1，或者更 高。當然，具體尺寸取決于笫一模塊將通過的胃腸道。對于應用(ii)， 一模塊在尺寸和形狀方面一般限制較少。但是，對于應用(i)和(ii)而言， 第一模塊應由生物相容性材料和/或無毒材料形成。對于應用(iii)，第一 模塊優選具有平坦形式，可選柔性形式。例如，可將第一模塊提供在身 體創傷處，優選在創傷敷料上或創傷敷料內。優選地，每個傳感器元件只能被激活一次，以嘗試檢測所述環境中 所述分析物的存在。這樣，優選每個傳感器元件只能被操作一次。通常 這是因為傳感器元件依賴于使用至少 一種反應物的化學反應，在傳感器 元件中使用反應物進行測量意味著傳感器元件不能實現更多次的測量。優選地，傳感器輸出對應于以下至少一種分析物狀態分析物存在； 分析物不存在；所檢測分析物濃度的定量測量。因此，每個傳感器元件 可以能夠提供分析物濃度的測量。但是，在某些實施方案中，每個傳感 器只要能夠確定分析物濃度是否高于某一閾值(分析物存在)或者低于 某一閾值(所述分析物不存在)就足夠了。優選地，分析物是血液、或血紅蛋白、或血液的其它成分、或血液 的降解產物。作為選擇，分析物可以是其它體液或其成分，例如內腔、 消化酶、食物或食物消化的產物，或者傷口液。優選地，陣列中傳感器元件的激活允許存在于傳感器元件環境中的 分析物對第 一反應物和第二反應物之間的化學反應進行催化，而傳感器 元件對所述化學反應的檢測確定所述傳感器元件的輸出。優選地，每個 傳感器元件包括容納至少第一反應物的反應物空間。該反應物空間也可 以容納第二反應物。第二反應物可以與所述第一反應物接觸。第一和第 二反應物可采取分層的方式相互接觸，或者是一種反應物位于另 一反應 物內的島，或者是一種反應物位于另一反應物內的顆粒的形式.通常，相互反應性，因而決定傳感器元件的有效貯藏期限。優選地，反應物空間通過半透膜與電解質空間相隔離。半透膜可透 過氧、氧離子、質子或其它預定物質。電解質空間通常具有工作電極、 反電極和任選的參比電極，電極與電解質空間內的電解質電接觸。這樣， 電極可用于監測反應物空間內的第 一和第二反應物之間的反應，例如， 通過第 一和第二反應物之間的反應所產生的氧或氧離子進行監測。優選地，在激活傳感器元件時，反應物空間可暴露于環境。每個傳 感器元件可以包括覆蓋反應物空間的蓋構件，所述蓋構件可至少部分可 移除以允許暴露所述反應物空間。優選地，可通過對蓋構件施加電壓而 至少部分可移除該蓋構件。電壓可引發蓋構件的腐蝕、溶解、熔融、升 華和斷裂中的至少一種。優選地，第一反應物包括OC-愈創木酚酸或其衍生物。優選地，第二 反應物是在催化劑存在時能夠氧化第 一反應物的介質。優選地，傳感器陣列提供在第一模塊的外表面，以與第一模塊所處 的環境相接觸。這樣，每個傳感器元件可以直接暴露于環境(至少在激 活時)，而不需要來自環境的流體沿裝置的通道或導管流動。這尤其優 選，因為胃腸道(例如結腸)的一些區域具有基本為固體或密實因而難 于流動的內含物。傳感器陣列可形成在常用襯底上。例如，每個傳感器元件可通過公 知的光刻技術形成。襯底可以是平面的，例如硅單晶襯底。村底可以是 柔性的，以適合第一模塊的彎曲外表面。襯底本身可以是第一模塊的外 殼。傳感器陣列可以包括至少4個傳感器元件。但是，優選所述陣列具 有至少5個，至少6個，至少7個，至少8個，至少9個，至少10個， 至少12個，至少14個，至少16個，至少18個，至少20個，至少25 個，至少30個，至少35個，至少40個，至少45個或者至少50個傳 感器元件。優選地，控制器可操作用于按預定時間間隔激活傳感器元件。第一模塊的傳感器陣列可以形成第一傳感器。第一模塊還可以包括 第二傳感器，所述第二傳感器可操作用于測量第一模塊所處環境的參 數。優選地，第二傳感器的輸出可被控制器用來確定激活傳感器陣列的 傳感器元件的時間。例如，第二傳感器可以是pH傳感器或溫度傳感器 中的一種，如第二發展的相關部分所述。在某些情況下，傳感器元件的輸出可取決于環境條件而不是分析物 的濃度。例如，所述輸出可取決于pH和/或溫度。在此，第二傳感器的 輸出可用于校正第一傳感器的輸出。更多的特征在第二發展的相關部分 中描述。第一模塊還可以包括第三傳感器，所述第三傳感器可操作用于測量 第一模塊所處環境的參數，該參數不同于第二傳感器測量的參數。優選
地，第二和第三傳感器的輸出被控制器用于確定激活傳感器陣列的傳感 器元件的時間。優選地，第二和第三傳感器選自pH傳感器、溫度傳感器、溶解 氧傳感器、電導率傳感器、生化傳感器、光學傳感器和聲學傳感器。在第一發展的第二方面中，本發明提供一種操作包括第一模塊和第 二模塊的傳感設備的方法，所述第一模塊具有控制器、發送器和傳感器 元件陣列，所述方法包括下列步驟(i) 所述控制器獨立于所述陣列中的其它傳感器元件而激活所述陣 列中的至少一個傳感器元件，以在第一時間tl從所述至少一個傳感器 元件獲得傳感器輸出；(ii) 所述控制器獨立于所述陣列中的其它傳感器元件而激活所述 陣列中的至少一個其它傳感器元件，以在與tl不同的時間t2處從所述至少一個其它傳感器元件獲得傳感器輸出；和(iii) 將來自所述第一模塊的數據發送至所述第二模塊的接收器， 其中每個傳感器元件為生物傳感器，用于檢測所述傳感器陣列所處環境 中的相同分析物的存在。優選地，所述方法還包括控制器在不同的時間t順序激活傳感器的 步驟，以從所述陣列獲得對應于在不同時間t時所述環境中分析物的檢 測或不存在的傳感器輸出序列。優選地，每個傳感器元件最多僅被激活一次，以嘗試檢測分析物的 存在。包括優選和/或可選的特征的第一發展的任意方面可以和包括優選 和/或可選特征的第二或第三發展的任一方面相結合，除非上下文另有 要求。第二發展現有的可吞服膠嚢或植入傳感裝置的問題在于他們不能被使用者 所校正。因此，它們只提供相對讀數(例如pH變化)，而不提供絕對 值。也不可能改變其動態范圍，因此可由于傳感器放大器的飽和而丟失 大量數據。因此，在第二發展的第一方面中，本發明提供一種設計用于穿過人
體或動物體的消化系統或者植入人體或動物體內的傳感裝置，所述裝置 具有用于測量第 一參數的第 一傳感器、根據校正程序對第 一傳感器進行 校正的電子電路或軟件、和將來自第一傳感器輸出的數據發送至外部裝 置的發送器。術語"校正"在此處泛指下列情形之一或幾種將實際物理值分配 給傳感器輸出(例如，將pH值、攝氏度、氧濃度或其它值分配給所述 傳感器的電壓輸出)、調整或優化傳感器的動態范圍、強制傳感器給出 零輸出、相對于已知值進行傳感器輸出和/或對傳感器的漂移進行補償。這樣，傳感器可以被校正以給出更為精確的信息或絕對值，或者與 使用者尤為相關的信息。在第二發展的第二方面中，本發明提供一種用于測量參數的系統， 其包括根據第二發展第 一方面的傳感裝置形式的第一模塊、和包括用于 接收第一模塊的發送器所發射數據的接收器的第二模塊。第二模塊充當 第二發展第一方面所提到的"外部裝置"。在第二發展的第三方面中，本發明提供一種用于測量參數的系統， 其包括傳感器形式的第 一模塊，所述第一模塊具有用于測量第 一參數的 第一傳感器和用于將第一傳感器產生的測量數據和所述第一模塊產生 的校正數據發送至第二模塊的發送器；第二模塊，包括用于接收所述第 一模塊的發送器所輸出數據的接收器和用于處理所述數據的處理器，其 中所述第二模塊的處理器配置用于根據校正程序并基于所述第一模塊 發送的校正數據對第一傳感器的測量數據進行校正。優選傳感裝置為可 吞服膠嚢或設計用于植入人體或動物體內。上述方面中的校正程序可以是用于優化傳感器動態范圍的程序。此 處的優化是指改善但未必要求最佳可能的動態范圍。校正程序可以是用于對第 一傳感器輸出隨時間的漂移進行補償的 程序，所述補償根據傳感器隨時間漂移的模型進行。傳感器隨時間漂移的模型可以是儲存在存儲器內的預定模型。所述 預定模型可以是經驗模型或者理論模型(如果對傳感器漂移的物理學原 理有充分理解的話)。作為選擇，傳感器的漂移模型可以在傳感器的使用過程中通過對傳 感器之前所測量的數據點外推來計算。例如，如果出現常值漂移，則與
之相關的是不連續性。這種情況下，可采用多項式擬合或移動平均法來 模擬實際時間的漂移。優選傳感器輸出根據模型進行定期調整，以對傳感器的漂移進行補償。在第二發展的第四方面中，本發明提供一種形式為可吞服膠嚢或設 計用于植入人體或動物體內的裝置的傳感裝置，其包括用于測量第一參 數的第一傳感器、用于測量第二參數的第二傳感器、用于將基于來自所述第一和/或第二傳感器輸出的數據發送至外部裝置的發送器；和控制 器，用于當來自所述第二傳感器的輸出表現出預定特征時開啟所述第一 傳感器，或在來自所述第二傳感器的輸出表現出所述預定特征之后將所 述第 一傳感器開啟設定時間。在第二發展的第五方面中，本發明提供一種形式為可吞服膠嚢的傳 感裝置，其包括用于測量第一參數的第一傳感器；用于將基于來自所述 第一和/或第二傳感器輸出的數據發送至外部裝置的發送器；和處理器， 所述處理器配置用于檢測所述第一傳感器輸出中指示所述傳感裝置位 于體內特定位置的特征事件，并將指示所述傳感裝置位置的位置數據保 存在存儲器中和/或發送至外部裝置。包括優選或可選特征的第二發展的任一方面可以和包括優選或可 選特征的第一或第三發展的任一方面相結合，除非上下文另有要求。第三發展在公知系統中，具有照相機和無線電發送器的可吞服膠嚢被患者吞 服。這些系統的難點在于所述膠嚢的尺寸受到需要可吞服的事實所限 制。因此，所述膠嚢內的空間和所能攜帶的元件數量均受到極大限制。理想的是通過簡化膠囊內的必需電子元件來使膠囊變小或增加嚢 內的可用空間。更為理想的是使所述膠嚢的功率消耗最小化。但是，很 難在不影響所述膠嚢的功能性和數據完整性的情況下做到這一點。因此，最為通常地，在第三發展的一個方面中，本發明提供一種系 統，其具有第一數據傳感和發送模塊和第二接收模塊，所述第二接收模 塊配置用于接收來自所述第一模塊的數據并對由于所述第一模塊的電 源變化引起的漂移進行補償。這樣，所述第一模塊可以非常簡單，甚至
可以具有相對不準確的時鐘和/或波動電源，因為所述第二模塊能夠對 這些缺點進行補償，從而仍然能夠為使用者提供相對準確的數據。本發明尤其適用于從人體或動物體內收集數據，還可應用于食品和 過程控制行業，以及實際上需要保持數據傳感和發送裝置小型化或輕巧 或具有最小功率消耗的任何情況。在第三發展的第一方面中，本發明提供一種用于收集數據的設備，包括笫一模塊，包括第一時鐘、至少一個傳感器、為所述第一時鐘和所 述至少一個傳感器供電的電源和用于發送來自所述至少一個傳感器的 傳感器數據的發送器；和第二模塊，包括第二時鐘、接收器和處理器，所述處理器配置用于 接收由所述第一模塊的發送器所發送的數據、估計所述第一時鐘的時鐘 頻率，并通過調整基于所述估計的第一時鐘頻率的傳感器數據而針對所 述第 一模塊電源的功率變化來補償接收的傳感器數據。傳感器數據可以基于至少一個傳感器的測量數據。優選第一模塊適 合置于或穿過人體或動物體。上述構造允許第二模塊補償由第 一模塊電源的輸出功率變化所引 起的來自第一模塊的傳感器數據的變化。通常情況下，電源的輸出功率 變化會導致傳感器測量值^目對應的變化(例如，對于一些傳感器和數模 轉換器，響應給定刺激的輸出將與電源提供的功率具有線性關系)。因 此，采用上述裝置可取消使用用于調節第 一模塊電源電壓的龐大(并且 耗費功率)的電壓調節電路。本發明人觀察到第 一時鐘的頻率或鐘速與從電源接收的電壓相關。 因此，通過估計第一時鐘的時鐘頻率并計算其變化就可對傳感器數據的 (相應)變化進行補償"估計"所述第一時鐘的時鐘頻率包括計算第二模塊接收數據的頻 率和對基于所接收數據的頻率的傳感器數據進行補償(因為在一些傳輸 協議中，第二模塊接收數據的頻率與第一時鐘的時鐘頻率直接相關)。優選第一模塊的發送器為無線發送器，第二模塊的接收器為無線接 收器。"無線"指的是二者不是通過有線通信線路(可能，但不優選) 連在一起。優選所述發送器為無線電發送器，所述接收器為無線電接收
器。其它可能的選擇包括磁感應、聲學或光學通信線路。優選第一模塊為可吞服膠囊。其可以設計為穿過人的消化系統，尤 其是腸道。所述可吞服膠嚢的尺寸通常約為大維生素藥丸的尺寸，但是無論如何通常不超過40mm x 12 mm。作為選擇，所述膠嚢可設計為穿過動物的消化系統，尤其但不限于 諸如牛、羊和豬的農業牲畜。為避免所述膠嚢卡在動物的胃部，優選其長度小于50mm。除哺乳動物之外，本發明也可以用于非哺乳動物，例 如養魚場里的魚。作為選擇，第一模塊可為設計用于植入體內的植入物，優選人體。 優選其具有允許體液穿過所述模塊的開口；例如，其形式可為環狀物。 優選所述第一模塊設計用于插入大腸。作為選擇，第一模塊可為設計用于植入動物體內的植入物，例如， 其可能被"卡"或置于動物的胃內。在這種情況下，其長度通常不超過 13cm，對牛而言優選12 13cm，對羊而言優選10 cm或更短。通常情況下，第一模塊輸出一系列傳感器值，每個值對應于在相應 時間讀取的傳感器讀數，而且對于每個對應的傳感器值，第二模塊的處 理器對讀取傳感器值時的第一時鐘頻率進行估計，并對每個相應傳感器 值進行調整以補償第 一模塊電源的功率變化。優選第一時鐘頻率基于第二模塊接收預定數據量的根據第二時鐘 的時間間隔和第 一模塊用于輸出預定數據量的已知數目的第 一時鐘的 時鐘周期進行估計。該時鐘周期數可從第一模塊中用于輸出數據的結構 或程序和/或從第一模塊所使用的傳輸協議中知曉。所述預定量例如可以是單一數據位或數據字節。例如，如果已知第一模塊花費x個第一時鐘周期來發送l個數據字 節而第二模塊在t秒內接收l個字節，則第一時鐘頻率為x/tHz。優選所述補償基于(i)傳感器和電源供應的電壓之間的預定關系和 (ii)第一時鐘的時鐘頻率和電源施加至第一時鐘的電壓之間的預定關 系而進行。例如，由傳感器讀取的傳感器值讀數可與讀取時的電源電壓 線性相關，或者傳感器數據值可與電源施加至與傳感器相連的數模轉換 器或放大器的電壓線性相關。電源電壓(V)可根據指數、對數或多項 式公式與第一時鐘的時鐘頻率(f)相關。其它的可能性對于本領域的 技術人員將是顯而易見的。這些預定關系可以是經驗關系或理論關系。在一個實施方案中，電源電壓(V)和第一時鐘的時鐘頻率的關系為V = Alog10f+ B其中A和B為常數。優選傳感器數據由發送器根據協議發送，其中數據被分割為一個或 多個數據包，每個數據包具有固定的預定長度，其中每個數據包和其它 的數據包相隔具有固定的預定長度的無信號周期("零周期")。這使得 第二模塊能夠根據數據包之間的間隔("零周期")容易地把數據包和噪聲區分開。例如，迭代程序可以從信號的兩端進行搜索，以找出無信號 傳輸的"零"周期之間的數據包。優選無信號傳輸周期的長度大于數據 包周期的長度。 一個實施方案中，使用曼徹斯特系統作為通信協議。優選每個數據包具有標識數據包開始的 一位或多位起始序列和標 識數據包結束的一位或多位終止序列。這還有助于數據包的識別。優選從第一模塊到第二模塊的信號傳輸為異步傳輸。此處"異步" 指的是信號傳輸不包括與數據發送時間相關的數據。通常，異步傳輸不 要求預先的"握手"步驟，該步驟中兩個模塊相互通信以實現同步并達 成通信協議。優選第 一模塊在發送下一個數據包之前不等候第二模塊確 認收到數據包(如RS322協議)。當等待確認收到數據包成為可能時， 在第一模塊中將需要接收器，這樣會增加第一模塊的尺寸和功率消耗。優選至少一個傳感器選自溫度傳感器、照相機、血液傳感器、pH 傳感器、溶解氧傳感器、電導率傳感器或壓力傳感器。在閱讀本公開內 容之后，選用其它可能的傳感器對本領域的技術人員也是顯而易見的。 特別優選傳感器為第一發展中描述的傳感器陣列。優選第一模塊不具有用于調整來自第一模塊電源的電壓的調整器。 這樣節省功率且可能實現，因為第二模塊能夠補償第一模塊電源的變 化。所述第一時鐘可以具有低Q時鐘，其具有低于20的典型Q值。振 蕩器的品質因子Q定義為共振頻率除以其共振寬度。一般來說，Q值越高，其輸出頻率越純，因為高Q意味著振蕩器將 只輸出與其自然諧振頻率接近的頻率。但是，本系統甚至能夠利用中心 頻率來應付低Q共振器。而且，由于在第二模塊中可以使用更準確的時 鐘來時間標記(分配時間給)發送的傳感器數據，因此對第一模塊的時 鐘的準確性和穩定性要求可以進一步放寬。因此，可以使用小型、價廉和功耗低的振蕩器來替代晶體振蕩器，以調節第一模塊內的數據處理和發送。例如，可以使用RC張馳振蕩器、 環形振蕩器、雙穩態多頻振蕩器、考必茲(Colpitts)振蕩器或哈特萊 (Hartley)振蕩器。其它適合的低Q振蕩器對于本領域的技術人員也 是顯而易見的。優選第一模塊的發送器根據CDMA系統發送信號。這有幾個優點， 包括具有幾個與所述第二模塊(充當基站)進行通信的通道的可能性。 優選具有多個上述定義的第一模塊，每個第一模塊通過不同的通道發送 信號。作為選擇，多個第一模塊可以使用頻分多路傳輸與第二模塊進行 通信。第一模塊可以具有用于接收由第二模塊的發送器發送的信號。這 樣，第一和第二模塊之間的通信線路可以是半雙工或全雙工。多個第一 模塊中的每個模塊接收器的存在，使得可以在第一和第二模塊之間以時 分多址聯接方式進行通信。第二模塊的發送器優選無線發送器，第二模塊的接收器優選無線接 收器。"無線"指的是所述兩個器件不是通過有線通信線路(可以有線 連接，但是不優選)相連接。優選發送器為無線電發送器，接收器為無 線電接收器。其它的可能包括磁感應、聲學或光學通信線路。優選處理器配置為對接收器的模擬信號進行預處理以生成概率直 方圖，從而確定閾值電壓來區分模擬信號中的0和1。這樣，可以調節 0和1的閾值以適應操作條件，可以提高準確度，并且更容易檢測非常 微弱的信號。第一模塊通常有自己的處理器和存儲器。存儲器可為只讀存儲器， 讀取/可寫入存儲器例如動態隨機存儲器(DRAM )、靜態存儲器(SRAM) 或快閃存儲器(FLASH),或者可以包括所述兩種類型的存儲器。所述 讀取/可寫入存儲器(如果存在)可用于存儲處理器使用的程序，這樣 第一模塊的操作變得靈活。存儲器也可以存儲笫二模塊發送的指令，或 者是與傳感數據相關的數據等。從第 一模塊發送至第二模塊的數據也可由第二模塊發送至其它裝
置，以進一步分析或顯示給使用者。例如，其可配置為通過藍牙或其它 協議將數據發送至移動電話或其它設備。第二模塊可連接至服務器，由 此可以對數據進行檢查和/或可以通過因特網或其它網絡對第二模塊進 行遠程操作。模塊間和模塊至任意其它裝置的數據傳輸和通過網絡的任 意存取可通過加密、私鑰和公鑰技術或其它安全協議而保證安全。在第三發展的第二方面中，本發明提供一種形式為可呑服膠嚢或用于植入人體的植入物的傳感裝置；該傳感裝置包括時鐘、至少一個傳感 器、為所述時鐘和所述至少一個傳感器供電的電源和用于從所述至少一 個傳感器發送傳感器數據的發送器；其中所述傳感裝置不具有用于調整 所述電源的電壓輸出的調整器和/或其中所述傳感裝置配置為根據異步 協議將數據發送至外部裝置。這種結構可以提供功耗低、元件便宜的緊湊傳感裝置。所述第三發展的第二方面的傳感裝置可以具有與第三發展的第一 方面相關的上述第一模塊的任意特征。優選傳感裝置不具有用于接收來自外部裝置的數據的接收器。這使 得傳感裝置能夠保持緊湊并節省功耗。優選傳感裝置的時鐘為Q值低于20的低Q時鐘。優選至少一個傳感器為血液傳感器。但是，也可以使用許多其它的 傳感器，例如第三發展的第一方面所提到的傳感器。此外，與第三發展 的第一方面一樣，傳感裝置也可以具有多于一個的傳感器。優選傳感器具有外殼，所述外殼具有一個或多個溝槽，用于將流體 導向所述外殼內的一個或多個開口 。該特征也可以應用于第三發展的第 一方面，或者任意發展的各個方面。這有利于傳感器與其所感測的環境 之間的接觸。在第三發展的第三方面中，本發明提供一種可吞服膠嚢，其包括外 殼、至少一個傳感器、和用于發送基于所述至少一個傳感器的測量值的 數據的發送器；其中所述膠嚢的外殼具有使膠嚢在通過腸道時發生旋轉 的至少一個螺旋溝槽、突起或缺口。所述膠嚢的旋轉意味著其傳感器可 以從環境的各個方向收集數據，而不僅是從其指向的一個方向收集數 據，從而增加可得到的數據或減少所需傳感器的數量。第三發展的第三方面的可吞服膠嚢可具有上述方面和發展的第一 模塊或傳感裝置的任意特征。所述膠囊也可以與本發明的任意發展的任 意其它方面自由結合。在第三發展的第四方面中，本發明提供一種在系統中收發數據的方 法，所述系統包括第一模塊，所述第一模塊具有第一時鐘、至少一個傳 感器、為所述時鐘和所述至少 一個傳感器供電的電源和發送來自所述至少一個傳感器的傳感器數據的發送器；和第二模塊，所述第二模塊包括 第二時鐘、接收器和處理器；所述方法包括下列步驟將基于所述至少 一個傳感器輸出的數據發送至所述第二模塊的接收器；和利用所述第二 模塊的處理器來估計所述第一時鐘的時鐘頻率，并通過基于所述估計的 第一時鐘的時鐘頻率調整所述傳感器數據而針對所述第一模塊電源的 功率變化來補償所述接收的傳感器數據。包括優選或可選特征的所述第三發展的任意方面可以和包括優選 或可選特征的所述第一或第二發展的任意方面相結合，除非上下文另有 要求。


本發明的更多特征和方面可以在以下說明和所附權利要求中發現。 現在將通過實施例并根據附圖對本發明的實施方案進行說明，其中圖l是傳感裝置的示意圖；圖2是包括傳感裝置和基站的系統的示意圖；圖3是包括具有接收器的傳感裝置和基站的系統的另一實施方案的 示意圖；圖4是示出傳感裝置通過消化系統時的pH變化的圖；圖5是傳感器和用于調整其動態范圍的周邊電路的示意圖；圖6示出用于調整傳感器動態范圍的程序；圖7示出將實際物理值分配給傳感器輸出的程序；圖8示出將傳感器輸出自動調零或校準至所需值的程序；圖9示出對傳感器隨時間的漂移進行補償的程序；
圖10 (a)示出由圖10 (b)所示離子敏感場效應晶體管(ISFET) 的測量和模型閾值電壓漂移所引起的ISFET源電壓測量的變化；圖11 (a)是示出響應溶液pH變化測量的ISFET閾值電壓響應的 圖，圖11 (b)示出進行漂移補償后的同一閾值電壓；圖12是圖1的改進版本，示出一個選擇實施方案；圖13是圖2的改進版本，示出一個選擇實施方案；圖14是圖3的改進版本，示出一個選擇實施方案；圖15 (a)至(c)是示出模塊系統的可能布置的示意圖；圖16是示出傳感裝置的元件的示意圖；圖17是示出圖16中傳感裝置的元件如何被分割為獨立的芯片或電 路板的另一示意圖；圖18是傳感裝置的電子元件的透視圖；圖19是示出組裝時傳感裝置的電子元件和周圍膠囊外殼的透視圖；圖20是示出處理第二模塊接收的數據的流程圖；圖21是示出零周期、數據包、數據采集的時間和由第二模塊所執 行的其它處理的時間線；圖22是示出數據位和噪聲脈沖對時間的圖；圖23是具有螺旋溝槽的膠囊的俯視圖；和圖24是具有螺旋突出部的膠嚢的俯視圖；圖25A是傳感裝置的外表面的示意圖；圖25B是可選擇的傳感裝置的外表面的示意圖；圖25C是可選擇的傳感裝置的外表面的示意圖；圖26是傳感裝置的傳感器元件陣列的示意圖；圖27是示出第一模塊和第二模塊的傳感系統的示意圖；圖28是傳感器元件的平面圖；圖29是圖28的傳感器元件的橫斷面圖。
具體實施方式
圖1示出形式為可吞服膠嚢的傳感器裝置1。所述膠囊設計為能夠 被患者吞服并穿過胃腸道。其特別適用于從胃腸道和腸內采集數據，所 述數據可用于胃腸道疾病的診斷。但是，本發明不限于這種應用，所述 膠嚢可用于從身體其它部位或從其它環境中采集數據。所述膠嚢具有保護傳感裝置的內部電子元件不受體內液體和酸影響的外殼2。所述可吞服膠囊的尺寸通常為大維生素藥丸的尺寸，但是 為了穿過腸道，其必須能夠離開胃，因此其最大尺寸約為40mmxl2mm (對人而言)。如果用于動物，則所述膠囊長度應該不超過50 mm，以 免卡在動物的胃里。所述膠嚢及其元件應該優選用對人體或可能的動物 體使用安全并由相關管理機構(例如FDA或MHRA標準)所批準的材 料制成。本發明不限于可吞服膠嚢并可以被應用于設計為植入人體或動物 體的傳感裝置。例如，傳感裝置可以設計用來植入腸道之一，尤其是大 腸。這種情況下(對人而言)，所述膠囊的最大尺寸將為40mmx 12mm， 優選環狀形式或其它具有允許體液穿過的孔的裝置。在其它實施方案 中，所述傳感裝置可以是腹部或胸部植入裝置，最大尺寸為100mmx 100mm。如果用于動物，則其例如可以設計為卡在或者以其它方式植入 或放入動物的胃內。這種情況下，所述裝置的長度通常不超過13cm， 對牛優選12 13cm,對羊優選10cm或更短。無論如何，所述植入裝 置優選用合適并符合相關標準的材料進行設計。圖1實施方案中的傳感裝置具有用于測量第一物理參數的第一傳感 器5和用于測量與第一參數不同的第二物理參數的第二傳感器10。通 常，傳感器將通過傳感裝置外殼2中的開口暴露給身體，或者作為選擇， 所述傳感器可從外殼2中伸出或安裝在外殼2的外部。傳感裝置可以選 自，例如pH傳感器、溫度傳感器、血液傳感器、溶解氧傳感器、電導 率傳感器、生化傳感器或聲學傳感器。該列表沒有限制，其它可能性對 于本領域的技術人員將是顯而易見的。雖然本實施方案中有兩個傳感 器，但也可以是只有一個傳感器或具有三個、四個甚至更多個傳感器的 傳感裝置。傳感裝置1還包括處理器15、存儲器20和發送器25。第一和第二 傳感器5、 10與處理器15相連，后者配置為用于處理傳感器5、 10輸 出的數據以便可通過發送器25將其發送至外部裝置。處理器15還被配 置為對傳感器5、 IO進行校正，下文將對此進行詳細說明。第一存儲器 20和處理器15相連，并用于存儲所述處理器上的運行程序和所述處理 器生成的校正數據。處理器15和存儲器20優選共同提供在通過片上系 統(SoC設計方法學)所設計的單個集成芯片上。傳感器5、 IO和發送 器25提供在分離的電路上，彼此絕緣以使干擾最小。發送器25可以是有線發送器，但是優選無線發送器，例如無線電 發送器或磁感應發送器。所述發送器配置用于將來自傳感裝置1的數據 發送至外部裝置，并可以使用如RS232的標準協議或定制協議。傳感裝 置l還包括圖1中未顯示的一個或多個氧化銀電池形式的電源。在可選 實施方案中，其它電池或由外部無線電電源所驅動的感應線團也可以替 代使用。圖2示出用于從體內收集數據的模塊系統。所述系統包括第一模塊 1和第二模塊50。第一模塊1為可吞服膠嚢，如參照圖1所述，其具有 相同的附圖標記。作為選擇，所述第一模塊可以是前述討論的設計用于 植入人體的傳感裝置。第二模塊50是基站。所述基站包括用于接收發 送自第一模塊1的數據的接收器60、用于處理所接收數據的第二處理器 70、用于存儲第二處理器70的執行程序和存儲數據的第二存儲器80、 和用于顯示基站所接收和處理的數據的顯示裝置90。所述基站可以采取 多種形式。例如，其可以是便攜式計算機、PC、或定制裝置。對于后 者，所述基站可以方便地佩帶在使用者的腰部，例如腰帶上。所述系統 也可在所述傳感裝置和基站50之間具有一個或多個中間模塊。例如，可以有中間模塊，用于接收由所述傳感裝置的發送器25所發送的信號 并將其轉播給基站50。該中間裝置可以或可以不進行數據處理。其可以方便地提供在腰帶或其它可以被使用者佩帶的物品內。圖3示出具有第一模塊1和第二模塊50的模塊系統的另一實施例。 第一模塊1和第二模塊50類似于圖2所示第一和第二模塊，類似的部 件具有相同的附圖標記。因此，現在將只描述差異之處。在圖2中，傳 感裝置1和基站50之間具有單向通信線路，即從所述傳感裝置發送至 所述基站，而在圖3的系統中，通信可以是雙向的。傳感裝置l同時具 有發送器25和接收器30。同樣，基站50同時具有接收器60和發送器 100。這樣，數據可以通過發送器25和接收器60從傳感裝置1發送至 基站50。數據和/或指令也可以通過基站發送器100和傳感裝置接收器30從基站50發送至傳感裝置1。傳感器裝置的發送器25和接收器30 在圖3中已顯示為獨立元件，但是它們也可以提供為單個元件，例如收 發器等。基站的接收器60和發送器100的情況也是一樣。所述雙向可 以通過半全工或雙全工線路進行。就圖2的系統而言，圖3中的系統可 以具有一個或多個中間模塊，用于在傳感器裝置1和基站之間中轉信號.對于可吞服膠嚢和植入物的一個重要的考慮是降低或最小化電子 元件所需的功率。可用功率的量會受到裝置尺寸的限制，尤其是當傳感 裝置為可吞服膠嚢或設計用于植入身體的微小部位時。此外，當通過電 池提供電源時，則直到其從體內取出或從身體穿出才可能對電池進行充 電。對可吞服膠嚢而言，電源必須持續長達19個小時，但不是該時段 內所有的測量值都重要。例如，如果傳感裝置被用于從大腸收集數據， 那么膠嚢在小腸內讀取的讀數就不重要。因此，傳感裝置1配置為使第一傳感器5可以被第二傳感器10所 激活。處理器15可充當控制器，以便在第二傳感器裝置10的輸出里檢 測到某些特征時開啟傳感器5。這些特征和檢測它們的方法被存儲在存 儲器20里。下面將給出一個例子，其中第一傳感器5是血液傳感器，更具體是 糞便潛血試驗(FOB)傳感器，而第二傳感器10是pH傳感器。圖4 示出所述第二傳感器穿過人體消化系統時其所檢測的pH值。可見，當 所述傳感裝置穿過小腸進入大腸時，存在pH特征落差110。小腸內的 pH值高于7，呈弱堿性，但是當進入大腸后，pH值立刻小于7，呈中 等酸性。處理器15從第二傳感器10的輸出(測量pH)里檢測這個特 征的急劇落差，并相應開啟第一傳感器5。這樣節省功率，因為所述第 一傳感器在最初的6至7個操作小時內是關閉的。該原理不限于調整血液傳感器的開啟和關閉的pH傳感器。該原理 可以被用于需要基于第二傳感器的輸出來激活第一傳感器的其它任何 情況。其它應用對于本領域的技術人員也是顯而易見的。這樣可以節省 能量，因為其中一個傳感器可以在至少一段時間內被關閉。當第一傳感 器需要大量功率來運行而第二傳感器需要相對少量的功率時，這個技術 尤其有用。當第一傳感器具有短使用壽命時也可以使用這個技術，因為 可以只在需要的時候才開啟第一傳感器。上述例子中，存儲器20含有能夠使處理器15檢測第二傳感器輸出
的特征的程序。該項技術是圖l和2所示實施方案中使用的技術，其中 傳感裝置1和基站50之間具有單向通信線路，使得傳感裝置1只能發 送數據。圖3的實施方案中的存儲器20也可以具有程序，以使傳感裝 置l能夠基于所述第二傳感器的輸出自動開啟或關閉第一傳感器。但是, 因為圖3的傳感裝置也具有接收器，因此可能進行可選的實施。在該可 選擇的實施中，傳感裝置處理器15控制從第一和第二傳感器至基站50 的數據發送。然后基于基站50的處理器70對該數據進行處理，存儲于 存儲器80中，然后任選顯示在顯示器90上。處理器70可以配置為檢 測第二傳感器輸出中的特征，并對檢測到該特征作出響應，向傳感裝置 處理器15發送指令(通過基站發送器100和傳感裝置接收器30 )。該指 令指示處理器15開啟第一傳感器5。換言之，處理器15根據來自基站 50的指令來開啟或關閉第一傳感器5。此外，為了替代檢測特征的基站 50的處理器70，或者除了檢測特征的基站50的處理器70之外，基站 50的使用者可通過對基站50輸入命令來直接指示開啟或關閉第一傳感 器。使用者可響應基站顯示器卯所顯示的數據來這么做。對于控制程 序或使用者而言，也可以在特征事件經過設定時間之后開啟第一傳感器 5。傳感器輸出中的特征事件不僅能被用于控制第二傳感器的開啟或 關閉，還能夠被用于確定傳感裝置的位置。當傳感裝置是穿過身體的可 吞服膠嚢時，這尤其有用。為此，微處理器15配置為檢測來自第一或 第二傳感器5、 IO中的特征事件，所述特征事件指示出傳感裝置l的位 置。例如，如以上參照圖4所解釋的，pH從堿性到酸性的特征變化指 示所述膠嚢已經離開小腸而進入大腸。該原理不限于pH，其它參數也 可以被用來指示傳感裝置1的位置。指示所述裝置的位置的特征可以是 傳感器輸出以特征方式經過預定閾值、升高和降低，或者經歷另一可識 別的模式。現在將對傳感裝置1的傳感器5、 IO的校正方式進行說明。在普通 意義上，本說明書中使用的"校正"指的是優化傳感器的動態范圍，給 傳感器輸出分配實際參數值，補償傳感器輸出的漂移，對傳感器輸出自 動調零和/或對其賦予所需的已知值。任意的或所有的這些校正技術都可以同時或在傳感器壽命的不同時間點使用。現在將對每種技術依次進 行說明。第一校正技術是調整傳感器的動態范圍。傳感器的動態范圍是其 夠準確測量的實際值的范圍。例如，能夠測量0到100"C范圍內任一溫度但在ox:以下和ioox:以上的范圍內變得不準確的溫度傳感器的動態 范圍是o到ioo'c。理想的是調整所述動態范圍，以改進或優化可準確 測量的值的范圍，并且使得動態范圍與傳感器可能暴露的條件相對應。 傳感器的動態范圍由連接至傳感器的模擬電路控制。例如，可以調節應 用于傳感器的補償電壓。作為選擇，在傳感器和放大器連接處，可改變 應用于放大器的補償電壓或放大器增益，以調節傳感器的動態范圍。一些情況下，傳感器自身可以是放大器(例如，ISFET有時被用作pH傳感器)，在這種情況下，可以調節傳感器自身的增益或補償。 一些不是 放大器的傳感器也有補償電壓，并且其可被調節以實現同樣的效果。圖5是示出用于控制傳感器205的動態范圍的電路圖(所述傳感裝 置上的任意其它傳感器可采用相同的方案)。傳感器205響應其所暴露 的物理刺激(例如，其所暴露的周圍環境或物質)輸出模擬電壓。該模 擬電壓經過傳感器電阻210到達可變放大器240。可變放大器240放大 該信號，并將放大后的信號輸出至ADC250。 ADC將模擬信號轉換成數 字信號，后者被輸入控制器15。本實施方案中，控制器15和圖1中的 處理器15相同，但是在可選實施方案中，其可以是連接至所述傳感裝 置的處理器的獨立芯片。可變增益放大器240的增益和應用于放大器 240的補償電壓由控制器15進行控制。所述補償電壓的控制方式為控制 器輸出數字信號以對DAC260指示所需的補償設定。DAC260將數字信 號轉換成模擬電壓，并將其作為補償電壓輸入可變放大器240的終端 241。可變放大器的增益的控制方式為控制器15輸出含有增益設定的控 制信號給多路復用器230，后者隨后施加與這些增益設定電阻215、 220 和225對應的電壓，其結果是增益調整信號被輸入可變增益放大器240 的終端242。傳感器對處理器15的有效輸出為來自ADC250的輸出270。現在參照圖6對調節傳感器205 (或者任意其它傳感器)的動態范 圍的校正程序進行說明。所述校正程序從步驟301開始。通常，用于調 整或優化傳感器205的動態范圍的校正程序將在傳感裝置1首次開啟時 被執行。傳感裝置1可以方便地通過激活所述裝置內的磁力開關而開啟。 在步驟302中，開啟正在調整動態范圍的傳感器205。在步驟303中， 傳感器205暴露于校正標準(即已知的刺激)。所述校正標準可以是參 考電壓，當所述裝置干燥時(即在空氣中)的已知響應，或者已知的物 質。優選技術是將傳感裝置l裝在充滿校正液體的包裝內出售，且在破 壞所述包裝的密封之前激活所述校正(例如，通過裝置內的磁力開關)。 這樣，所述校正可以在控制很好的情況下被執行，而不會給使用者帶來 任何不便。在步驟304中，設定初始校正參數。該校正參數涉及應用于放大器 240 (或在可選擇實施方案中應用于傳感器205本身)的增益或補償電 壓。初始校正參數可以是存儲于傳感裝置1的存儲器20中的值。在步驟305中，從傳感器205處獲得輸出信號270。在步驟206中， 控制器15將傳感器205的所得輸出信號270和校正要求進行比較。校 正要求是傳感器205輸出的理想值。校正要求可存儲于傳感裝置1的存 儲器20中。其可以是被選擇的值，以給出傳感器205所需(例如最優) 的動態范圍。例如，如果傳感器205是pH傳感器，校正標準是pH為 7的反應物并且放大器240的輸出范圍是0 ~ 12mV,那么校正標準可以 被設定為7mV。這將賦予傳感器以較大的動態范圍。但是，如果與pH7 響應的傳感器輸出270是llmV，那么傳感器205的動態范圍將受損。 這種情況下，放大器240將變得飽和，并在pH8左右時輸出其最大電 壓12mV，并且動態范圍的上限將為pH8。如果步驟306中傳感器205的輸出信號270滿足校正要求，則校正 參數存儲于傳感裝置1的存儲器20中，并且任選被發送至基站50。如 果步驟306中傳感器輸出270不滿足校正要求，則控制器15通過改變 放大器240的增益設定或補償設定來相應增大或減小校正參數。然后再 次校驗輸出信號270，并且每當必要時重復執行步驟206,直至滿足校 正要求。 一旦滿足校正要求，則程序執行上述的步驟307。在上面的描述中，圖6的校正程序被傳感裝置1自發執行。亦即， 校正程序存儲在存儲器20中，并由傳感裝置處理器15執行。這是在傳 感裝置l沒有接收器的圖l和2的實施方案中可以存在的唯一配置。但 是，如果傳感裝置具有接收器，如圖3的實施方案所示，那么校正程序 可在基站50中部分執行。在此，控制器15簡單地將傳感器輸出發送給 基站50，并控制對基站50所發指令響應的校正參數(增益和補償)。步 驟304中的初始校正參數和步驟306中關于傳感器輸出是否滿足校正要 求的評價都可以由基站處理器70執行。基站處理器70也能夠指令傳感 裝置的處理器15在必要時增大或減小步驟308中的校正參數。無論傳感器動態范圍的調整是由傳感裝置l自發執行還是與基站50
協同執行，對系統裝置l而言，理想的是將最終校正參數作為校正數據 發送給基站。經過ADC轉換后的傳感器輸出為數字形式，并且通常是一系列關 于傳感器電壓輸出的數字。 一些時候需要將這種傳感器數據轉換成代表 測量參數(例如pH、攝氏度、氧濃度等，取決于傳感器的類型)的實 際物理值。將實際值賦予傳感器數據的校正程序可以方便地與圖6中調 整傳感器動態范圍的程序同時執行。但是，這兩個程序并不相互依賴， 并可以單獨執行。可以有這樣一個系統，其中傳感器的動態范圍被優化， 但是實際值從未被賦予傳感器數據(因此只測量相對變化，而不是絕對 值)。也可以有這樣一個系統，其中傳感器的動態范圍沒有進行優化， 但是其中絕對值被賦予傳感器數據。但是，優選執行這兩種校正功能， 以使系統在最優動態范圍內提供絕對物理值。圖7示出將實際物理值賦予傳感器數據的校正程序。在步驟401中， 傳感器暴露于圖6程序中用于步驟303的校正標準。實際上，該步驟可 以方便地與圖6中的步驟303同時執行。接著，收集包括至少傳感器響 應于校正標準產生的數據輸出在內的校正數據。當該程序和圖6中用于 調整動態范圍的程序同時執行時，傳感器校正數據應該在最終調整動態 范圍之后被收集，并可以采取對校正要求已被滿足進行簡單確認的標志 形式。在步驟403中，響應于校正標準的傳感器輸出和實際物理值之間 的關系由處理器確定。例如，如果被校正的傳感器是溫度傳感器，校正 標準為30"C，而傳感器響應于校正標準的輸出為300mV，那么處理器可確定傳感器的輸出可除以io，以給出溫度(x:)。其它情況下，尤其是所述關系為非線性時，將不得不確定更為復雜的關系，而且可能有必 要采用一組以上的校正數據。一般，最有效的是在基站50中執行將實際值賦予傳感器輸出。因 此，優選只由傳感裝置1執行步驟401和402，而步驟403在基站中執 行。這種情況下，基站50可以指令傳感裝置處理器15在步驟402中收 集數據。如果基站50已經知道校正標準和校正要求，則校正數據可以 簡單地是傳感裝置1發送的指示校正要求已被滿足的標志。其它情況下， 傳感裝置l可能有必要發送與校正標準和傳感器響應校正標準的實際輸 出相關的數據。其它情況下，基站50上的處理器70可基于傳感裝置1 的存儲器20中存儲的校正參數(例如增益和補償)計算出所述關系， 并將其發送至基站50和校正標準(例如已知刺激的絕對值，例如pH8，
涉及傳感器輸出與實際物理值的校正也可全部在傳感裝置1上執 行。這種情況下，傳感裝置1可配置為確定步驟403中的關系，然后將 所有傳感器輸出轉換成實際物理值，以編碼并根據傳輸協議發送至基 站。但是，這種方法給傳感裝置的處理器增加了相當大的負擔。現在將參照圖8對自動調零程序進行說明。有時需要強制傳感器返 回空響應(或近似零輸出)。這可以在例如需要測量物理參數的相對變 化而不是絕對變化時使用。這種情況下，可以通過對傳感器自動調零來 實現最大靈敏度。這通常將在傳感裝置1已經到達所關注部位時執行。 所述自動調零程序可以被傳感裝置1的處理器15根據存儲于其存儲器 20中的指令20而自發地控制。作為選擇，當傳感裝置1具有接收器時， 如圖3的實施方案所示，校正程序可以由傳感裝置1的處理器15根據 基站50的處理器70所發的指令來執行。在自動調零程序的步驟501中，要求獲得所要校正的傳感器輸出信 號。在步驟502中，處理器檢查所獲得信號是否滿足校正要求，其對于 自動調零而言是O或近似O。如果輸出滿足該校正要求，則校正參數(增 益和/或補償)被存儲于傳感裝置1的存儲器20中，也可任選發送至基 站50。如果不滿足該校正要求，則校正參數(放大器或傳感器的增益或 補償)在步驟503中被增大或減小，并在步驟501和502中再次檢查。 該過程重復執行，直到傳感器的輸出是O或近似O以滿足校正要求為止。 一旦滿足校正要求，則校正參數在步驟504如上所述被存儲。圖8的程序可以選擇用于強制傳感器給出與所需值相關的輸出。例 如，如果已知所監測的身體部位應該具有pH6，則校正要求可以設置為 所有的傳感器輸出與pH6相關。這類似于自動調零至pH6，只是在自 動調零的程序中，傳感器被迫響應當前所處的環境而輸出0，而本實施 例中，傳感器決不需要暴露于pH6，并且校正要求是在pH值為6時的 期望輸出基礎上計算出來的名義值。最后，理想的是校正傳感器以對漂移進行補償。已經發現許多傳感 器在隨時間輸出電壓時發生漂移，即使是暴露于恒定條件下也是如此。這在與所檢測物質物理接觸的傳感器中是經常的情況，原因在于來 自所述物質的離子進入傳感器，并且在甚至在已經移除該物質后仍保留 在其中。
圖9示出對傳感器隨時間的漂移進行補償的校正程序。基站處理器 70接收步驟601中從傳感裝置1發送的傳感器數據。然后在步驟602 中參考傳感器漂移模型。該模型可存儲在基站的存儲器80中。所述模 型可以是基于經驗數據的模型，所述經驗數據涉及此類傳感器隨時間的 漂移。作為選擇，所述模型可以是基于此類傳感器的傳感器漂移理論模 型的傳感器漂移理論模型。作為選擇，所述模型可以不是存儲于基站存 儲器內的預定模型，但是可以是基于傳感器返回的前述讀數的實時計算 得到的傳感器漂移模型。例如可以采用移動平均法或多項式擬合來建立 實時漂移模型。這種情況下，所述模型將隨著傳感器數據的變化而變化。 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 一種合適的 多項式方法。文中描述的方法是通過控制反映釆樣數據的變化率的采樣 速率而在傳感器中節省功率，但是同樣的數學方法也可以用于模型傳感 器漂移。所述漂移補償最好通過基站處理器70來執行。但是，可通過 基站處理器協同傳感裝置的處理器來執行補償，或是通過傳感裝置的處 理器自身自發地執行補償。當在傳感裝置上執行部分或全部補償時，這 可以通過改變傳感器或與傳感器相連的放大器的增益或補償電壓來執 行。現在將具體討論關于ISFET pH傳感器漂移建模的研究。本研究中， ISFET具有大且負的閾值電壓，約為-5V。 一般而言，ISFET可以具有 針對CMOS ISFET的大閾值電壓范圍。浮動電極ISFET具有和 EPROM2器件相似的結構，后者利用晶體管的浮動柵極捕獲的電荷在 將存儲器中存儲"1"或"0"。這些芯片在封裝中具有石英窗，以允許 其通過暴露于紫外輻射而擦除。紫外光激發柵極上的電子至其能夠越過氧化物能量勢壘而逃脫并 使柵極放電的程度。紫外輻射已經表明是朝向標準p型MOSFET值 (-0.7V)提高CMOS ISFET的閾值電壓的有效方法。ISFET還顯示出固定偏壓條件下顯著的閱值電壓漂移。這點可以在 圖10(a)中看出，其示出經過15小時后電源電壓降低了卯0mV。非CMOS 氮化硅ISFET的閾值電壓漂移已經通過"擴展指數"的時間依賴性成 功模擬。當暴露于水溶液時，由于氫離子擴散進入材料，已知氮化硅形 成薄的水合表面層。改性表面層的生長影響總的絕緣子電容，這反過來
影響閾值電壓。在非晶硅中，顯示表面層根據已知為"分散運輸"的機 理生長，并且其厚度遵循擴展指數的時間依賴性。假定如氮化硅的其它 玻璃狀材料的表面層將以同樣的方式生長是合理的。由于所述層厚度具有擴展指數的時間依賴性，因此閾值電壓漂移也將如此 VT (t) = VT (~) {1 - exp一-t/ t } P (式1)其中VT(oo)是漂移所導致的閾值電壓的最終變化，T是時間常數，p是分散參數，表征氫的分散運輸。使用非線性曲線擬合算法(Levenberg-Marquardt)將式1的參數[VT(w), t ， P擬合為VT (t)的 測量值(等于-口VS(t))。用這種方法計算的值為VT(~) = 963mV， t= 3.48 h， p= 0.722圖10 (b)中的曲線表明，在偏壓下置于溶液中18小時后，將實現 低于5 mV/h的模擬漂移速率123。相反，從另一項研究中提取的非 CMOS氮化硅ISFET的值為VT (w) = 79.7mV， t= 53.4 h， p= 0.613。在此研究中，最終漂移VT (w)為此處測量值的1/12，時間常數T 為15倍。較小的偏移和較大的時間常數可根據用于形成氮化物的沉積 方法來解釋。此研究使用低壓化學氣相沉積(LPCVD)法，這是一種 產生具有很少針孔的致密膜的高溫(700~800"C )方法。CMOS過程中 使用的氮化物鈍化層在金屬層之后沉積，因此必須4吏用低溫(250 ~ 350 匸)等離子體增強的化學氣相沉積(PECVD)過程。通過PECVD沉 積的膜具有較低密度并含有針孔。這將允許更多的氫更快擴散進入氮化 物，并且能夠解釋此研究中測量的大得多的漂移和較小的時間常數。同樣的曲線擬合技術用于從圖11中的pH靈敏度測量結果中移除漂 移。對于-3.3個單位的卩11變化，閾值電壓變化約為-159mV，靈敏度為 48mV/pH。圖11 ( a)是響應于所測量的溶液pH變化的ISFET閾值電 壓的圖，而圖11 (b)示出對于所應用的漂移校正的響應。本領域技術人員將理解，上述應用于pH傳感器的校正程序和方案 也可以應用于其它傳感器形式。特別地，類似的校正程序和方案可以應 用于由傳感器元件陣列構成的傳感器，例如能夠感測FOB的傳感器元 件陣列，下文將對此進行更為詳細的說明。 一個優選實施方案中，這種 陣列的每個元件是單步傳感器。因此，可以操作所述校正，以使一個傳 感器元件的輸出可被用來校正所述陣列中另一個傳感器元件的輸出。而且，不同類型的傳感器(例如pH或溫度傳感器)的輸出可以用于校正 一個或多個所述傳感器元件的輸出。圖12~14示出圖1~3的裝置和系統的改進。因此使用相同的附圖 標記。下文只對增加的特征進行詳細說明。圖12 ~ 14中的每一幅圖中，存儲器20包括ROM和可重寫的存儲 器(例如EPROM);所述可重寫的存儲器存儲用于在處理器15中運行 的程序和由該處理器生成的數據。由于存儲器具有可重寫的部分，因此 傳感裝置可以在生產后，甚至在運行期間，重新編寫程序。傳感裝置1還包括用于向傳感裝置的各個元件供電的電源12和用 于調節處理器15運行的第一時鐘3。電源為一個或多個氧化銀電池形 式。在替代實施方案中，可以使用其它電池或者由外部無線電源提供能 量的感應線團來替代。圖13示出用于收集數據的模塊系統。該系統包括第一模塊1和第 二模塊50。第一模塊l是可吞服膠嚢，如參照圖12所詳細說明的，并 具有相同的附圖標記。作為選擇，所述第一模塊可以是如前所討論的設 計用于植入人體或動物體內的傳感裝置。在其它實施方案中，傳感裝置 可以是具有傳感器且連接至所述第二模塊的任意裝置，不需要是可吞服 膠嚢或身體植入物。例如，傳感裝置可以用于局部施用，例如用于創傷 敷料中。第二模塊50是基站。該基站包括用于接收從第一模塊1發送的數 據的接收器60、用于處理所接收數據的第二處理器70、第二時鐘23、 用于存儲第二處理器70的執行程序和存儲數據的第二存儲器80、和用 于顯示該基站接收和處理的數據的顯示裝置90。所述基站可采用多種形 式。例如，其可以是便攜式計算機、PC、或定制裝置。對于后者，所 述基站可以方便的佩帶在使用者的腰部，例如腰帶上。第二時鐘23優 選是精確時鐘，例如晶體振蕩器。其用于調節第二處理器70和標記從 第一模塊接收數據的時間，如下文將詳細討論的。這兩個功能可以任選 由所述第二模塊內的兩個獨立時鐘來執行。盡管圖13和14中沒有示出，但是所述系統可在傳感裝置l和基站 50之間具有一個或多個中間模塊。例如，可以是用于接收傳感裝置發送 器25發送的信號并將該信號中轉至基站50的中間模塊。該中間裝置可
以或可以不執行數據處理。其可以方便地提供在腰帶里或可以被患者佩帶的其它物品內。圖15示出本發明可以使用的第一和第二模塊的各種 配置的例子。圖15(a)中，小的(S)第一模塊l連接至大的(L)第 二模塊50。圖13和14中只示出一個第一模塊和一個第二模塊。圖15 (b)中，有多個第一模塊la~lf，其中每個第一模塊都和用作基站的 第二模塊50通信。例如，可以通過使用CDMA或TDMA等方案將通 信帶寬分割成多個通道來實現。為使TDMA有效，有必要使第一模塊 la-lf具有接收器，以接受從第二模塊50(如圖14所示)發送的信號。 圖15(c)中，第一模塊la lc具有連接至中間模塊7a的通信線路。 中間模塊7a具有連結至大的第二模塊50的通信線路。中間模塊7a配 置為接收來自第一模塊la~lc的信號并將該信號中轉至用作基站的第 二模塊50。第一模塊ld lf具有連接至中間模塊7b的通信線路，該中 間模塊也將信號中轉至基站50。在替代實施方案中，模塊7a可以是基站(即根據本發明的第二模 塊)，而大的模塊50可以是用于存儲和/或對從基站7a或7b發送的數 據執行進一步處理的遠程裝置。在這種情況下，遠程裝置50可以是通 過例如計算機網絡或因特網連接至模塊7a和7b的計算機或存儲設備。為了限制傳感裝置的功率要求，優選傳感裝置l的電源電路保持簡 單并且不包括電壓調節器。由于沒有電壓調節器，因此可以節省空間和 降低功耗。此外，傳感裝置1 (下文也被稱為第一模塊)的笫一時鐘3 是RC張馳振蕩器。其它可能的第一時鐘3的替代品包括非穩態振蕩器、 多振子、考必茲(Coll-pitts)振蕩器或哈脫萊(Hartley)振蕩器。這些時 鐘體積小、價格便宜、且消耗的功率比常規使用的晶體振蕩器要低。其 它的可能對于本領域技術人員也是顯而易見的。前述除了晶體振蕩器之 外的時鐘具有低Q。但是，即使Q為10 20,由于其中心頻率很容易 識別，因而該系統仍然能夠運行。Q為2~10的時鐘也可以。該實施方 案中，為了節省空間，第一時鐘3提供在與處理器15和存儲器20相同 的集成芯片上。但是，其可以安裝在獨立的芯片或電路板上。由于不調節所述電源，因此其輸出電壓是不穩定的。輸出電壓將隨 時間(例如當電池耗盡時)而變化并響應環境條件(例如溫度)的變化。 第一模塊的電子元件將會受到電源電壓變化的影響。例如，所有的傳感 器將通過ADC連接至處理器15。 ADC的響應根據電源電壓而變化(通 常是線性形式)。 一些傳感器自身的響應隨電源為其提供的電壓而變化 (例如，許多溫度傳感器的輸出隨恒溫下的電源電壓呈線性變化)。因 此，發送給第二模塊的傳感器數據將不會完全準確地反映傳感器的測量 值，因為這些數據將被電源電壓引起的變化所破壞。第二模塊能夠對這些變化進行補償，因為第一模塊的第一時鐘3的頻率(時鐘頻率)也隨 著電源電壓而變化。因此，在傳感器5、 IO讀取每個傳感器值或每組傳感器值時，如果 基站50 (第二模塊)能夠檢測或估計第一時鐘3的頻率，那么就能夠相 應地補償這些傳感器值。所述補償可以通過首先確定傳感器數據的每個部分(例如對每個或 每組傳感器值)的第一時鐘頻率來執行。估計第一時鐘頻率的方法將在 后面解釋。根據第一時鐘頻率，可基于電源電壓和第一時鐘頻率之間的預定關系計算出電源提供的電壓。該預定關系可以經驗或理論計算，并 且對某些時鐘，其可以由生產商規定。在一個實驗中，發現電源電壓(V) 表現出對第 一時鐘頻率(f)的對數依賴性。這可以用公式V = A logl。 f + B來表達，其中A和B是常數。給出這個公式只是為了舉例，其它的 時鐘可以表現出對數依賴性、指數或多項式依賴性。 一旦計算出電源電 壓，就可以根據電源電壓和發送至基站50的傳感器數據中的傳感器值 之間的預定關系來執行補償。這種預定關系可以理論或經驗計算。大多 數情況下，所述關系為線性關系，因為第一模塊的ADC的輸出通常隨 電源電壓的變化而線性變化。現在將參照圖16和17對第一模塊的結構和功能進行詳細說明。圖 16是第一模塊1中的元件和數據流的方框圖。有N個傳感器，其中示 出第一傳感器5、第二傳感器10和第N傳感器115。這些傳感器通過各 自的傳感器電路121、 122和123連接至多路復用器130。多路復用器 130將來自傳感器電路121、 122和123的信號多路轉換至ADC140。然 后ADC140將基于傳感器5、 10、 115的測量值的信號輸入處理器15。 處理器15根據存儲在存儲器20 (內部和外部)中的程序來控制第一模 塊的運行。存儲器20可以是芯片上RAM。所述模塊也可以將基于傳感 器5、 10、 115測量的參數值的傳感器數據存儲在存儲器20中。處理器 15將基于測量的傳感器值的傳感器數據傳遞給編碼器160。編碼器160 將這些數據編碼成適合于經過發送器170傳輸至第二模塊50(或發送至 中間模塊7a、 7b)的格式。本實施方案中，編碼器是含有偽-隨機(PN) 噪聲編碼發生器的DS-SS編碼器裝置。所述PN碼的長度由處理器15
控制，以為數據傳輸提供加密倍增處理。所述PN碼可以被配置為利用 碼分多址的方式使幾個第一模塊可共享相同的基站。處理器15的運行 以及所述處理器和連接元件之間的數據流由笫一模塊時鐘3調節。第一 模塊還可以包括DAC150，以使處理器15能夠控制模擬電路，例如傳 感器或時鐘3。圖17是示出第一模塊的元件如何被分割為獨立芯片的方框圖。傳 感器5、 10、 115可以單獨放置或作為整體放置。例如，傳感器5可以 是pH傳感器。處理器15、存儲器20和時鐘3全都集成在芯片200上。 時鐘3可以單獨提供，但是不優選這種選擇，因為其占用更多空間。本 實施方案中，傳感器電路121、 122、 123組合成一個傳感器電路120, 提供在與處理器15和存儲器20相同的集成芯片上.該集成芯片也包括 組合的多路復用器和ADC單元130、 140。專用的硬件裝置15a和15b 提供串行外圍接口 (SPI)和DS-SS編碼器。不過，在一般說明中這些 硬件裝置被視為處理器15的一部分。圖17中，"C"代表去耦電容器， 細箭頭代表時鐘信號。還有獨立于前述集成芯片200提供的發送器電路25。本實施方案中， 發送器電路包括用作磁偶的表面安裝線團感應器。這消除了對RF天線 的需要，從而節省空間。作為選擇，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實施方案中，集成芯片200與模擬傳感器5、 10、 115和模擬發送器電路25是分離的。集成芯片200通過墊團190 和去耦電容器180絕緣。處理器15對傳感器數據進行編碼，以根據曼徹斯特協議進行傳輸。 但是，可以使用不同的協議，這對于本領域的技術人員是顯而易見的。 所述數據傳輸為異步傳輸，因為其不包含與讀取傳感器測量值的時間相 關的任何信息。此外，第一模塊l的傳輸是連續的，因為在發送下一個 數據包之前不等待基站50接收數據包的確認。因此，第一模塊不必具 有接收器。任選地，可以提供接收器30，如圖14的實施方案所示，并 且這種情況下可以使用同步數據交換協議，但是不優選這種選擇，因為 接收器30消耗額外的功率，并占用第一模塊的空間。編碼傳感器數據，以便以192位數據包進行傳輸，然后是沒有數據 傳輸的58位"零周期"。該零周期使得基站50更容易確認每個數據包 的位置。每個數據包包含兩個相同的代表傳感器數據的64位碼和64位 驗證和奇偶冗余碼。顯然，所述數據包的確切內容和長度和所述零周期 的確切長度可以改變，給出上述數字只是為了舉例說明。圖18是沒有外殼的第一模塊1的一個實施方案的透視圖。電源電 池12與發送器25和集成電路200連接成一行。柔性電纜206， 207 (例 如帶纜)將傳感器5、 10連接至集成電路200。圖19是外殼211被拆開 的第一模塊的透視圖。可以看出，在圖19所示實施方案中，所述外殼 具有第一部分211a，其被螺絲固定在第二外殼部分211b上以形成外殼 211。傳感器5、 10具有支架夾216，而柔性電纜(例如帶纜)206、 207 彎曲以允許傳感器5、 IO被放置到所需位置。支架夾216具有可與外殼 上的孔231對齊的孔221，以提供傳感器與外界環境之間的接觸。當組 裝膠囊時，第一模塊的內部電子元件通過外殼211與外部環境隔離。然 后，所述模塊成為可吞咽膠嚢形式，其尺寸與大維生素藥丸大致相等。第二模塊50接收第一模塊傳輸的信號，其可為例如通斷鍵控的RF 信號形式。隨后第二模塊50恢復傳感器的數據值，由于第一模塊的定 時不準確而且可變化，所以第二模塊50利用自己的時鐘23 (比第一模 塊的時鐘3更準確和穩定)對所有傳感器值或傳感器值組進行時間標記。 第二模塊也調節傳感器值以補償上述討論的第 一模塊電源電壓的變化。圖20是示出根據本發明一個實施方案的第二模塊的詳細操作的流 程圖。在步驟300中，第二模塊的掃描接收器基于預定的通道帶寬內接 收的傳輸頻率而輸出模擬電壓。該信號包含被電磁干擾所破壞的發送數 據。第二模塊具有數據采集(DAQ)裝置，其通過步驟310中的過采樣 將模擬電壓數字化。其采樣率為奈奎斯特速率(Nyquist rate)的至少 兩倍，優選為奈奎斯特速率(Nyquist rate)的至少三倍。采樣根據連 續觸發模型執行，以便在兩個連續的信號捕獲之間不丟失任何數據樣沖o如上所解釋，來自第一模塊的每個"信號"包括至少數據包和"零 周期"。還如上所解釋，第一模塊以連續流的方式傳輸信號。例如，可 以通過第一模塊傳輸具有4 Kbps數據傳輸率的曼徹斯特編碼比特流， 并且可以通過第二模塊的信號捕獲(DAQ )裝置以20 KSps的過釆樣速 率進行采樣。圖21是示出數據包、零周期和信號捕獲的時間以及圖20
流程圖中其它子程序的時間線。DAQ間隔(如圖21中所示T)設置為 比完整的數據包長，但是比每個數據包之間的間隔短。例如， 一個數據 包可占用5 KB (例如0.25秒采樣間隔x 20KSps過采樣速率x 8位分辨 率)或至多20 KB (例如1秒采樣間隔x 20KSps過采樣速率x 8位分辨 率)的局部緩沖空間用于瞬時處理。當然，可以采用其它的采樣間隔和 速率。無論如何，DAQ程序應該花費相對短的時間間隔(如圖21所示 Ts，通常為幾個亳秒)來完成，以便為下一個信號的解碼、數據包的提 取和數據包翻譯程序(如圖lO所示的時間段Tp)留出足夠的時間。DAQ步驟310之后，在步驟320中對獲取的數據樣品執行低通濾波 和其它預處理程序。然后在步驟330中執行DS-SS關聯，目的是從采樣 數據中提取第一模塊1發送的信號。各種可能的DS-SS方法對于本領域 的技術人員是顯而易見的。步驟330之后，接收的信號已經被轉換成一系列數字化的模擬值。 在步驟340中，生成概率直方圖，并用于確定區分0和1的閾值電壓。 由于閾值電壓可以根據接收信號進行合適的設置，因而提高了二進制值 的辨別，并且甚至可以對微弱信號進行辨別。接著，在解碼步驟350中，對數據包進行定位和識別，并提取二進 制數據。在處理每個數據包的數據(例如，傳感器值)之前進行這個操 作是必要的。在長"零周期"期間通信線路閑置，可以粗略地利用長"零 周期"來定位潛在的數據包。如果潛在的數據包實際存在，則其預定的 起始序列(一個或多個起始位的序列)和終止序列(一個或多個終止位 的序列)被用于對數據包進行精確定位。為了找到數據包，利用從信號兩端搜索的迭代程序。一個用于定位數據包的簡單解碼程序的例子為0:指針F-指針F+步長F;指針B =指針B-步長B; 1 :指針F和指針B之間的數據組是合法數據包嗎？ 2:如果否回到0;3 :如果是數據包=數據包 x解碼信號； 4:更新步長F和步長B;} * B代表起始序列，F代表結束序列。除了所述起始和終止序列外，諸如比特完整性和比特長度的特征可 以用來驗證數據包。接著，步驟360中，使用中值濾波器例如自回歸移動平均(ARMA) 估計器來提高信噪比。圖22示出數據包的部分數據位-時間，以及被中 值濾波器濾除的噪聲峰400。經過中值濾波之后，所述數據包被提取，以除去由過采樣所產生的 附加數據點，這個階段的輸出經過提取之后包括構成完整數據包的數據 信息位。該數據可以使用多種不同的格式，下面給出了一個可能的例子片段l:起始序列(從左向右傳輸)0, 1, 0， 1， 0, 1， 0, 1片段2~7: 48個數據位片段8:終止序列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個數據位片段16:終止序列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個數據位片段24:終止序列1, 0， 1, 0， 1， 0， 1， 0子包in上述示例中，子包i和ii包含傳感器數據，子包in包含奇偶性數據。
接著，在步驟370中，數據包翻譯程序從數據包中提取傳感器數據， 并在第二模塊50接收所述數據包的時間基礎上根據第二模塊的時鐘23 來對齊標記時間信息。數據包翻譯程序370還檢驗奇偶性數據(例如子 包III)，以確保傳感器數據恢復準確。如果奇偶性和任意其它真實性校 驗是正確的，則指示位設成"1"以指示數據有效，否則指示位設成"0"。 該步驟的輸出是時間標記、傳感器數據和指示位。所述時間標記可用于 數據包中傳感器數據的每個部分(具有預定長度，例如每個傳感器值)， 或者是用于整個數據包。接著，在步驟380中，在傳輸數據包時，估計第一模塊的時鐘3的 時鐘頻率。本實施方案中，所述時鐘頻率根據已知的第一模塊時鐘周期 的數目和次數來估計，第一模塊消耗時鐘周期來產生和傳輸數據包，所 述次數為根據笫二模塊時鐘，數據包的起點和終點到達第二模塊的次 數。其它的實施方案可以使用不同的方法來估計第一模塊時鐘頻率，但 是這些方法通常總是基于第二模塊接收數據的速率來估計的。然后，根據第一模塊電源12提供的電壓(V)和第一模塊時鐘3的 時鐘頻率(f)之間的預定關系，估計在傳感器5、 10采集傳感器數據 時第一模塊電源12施加的電壓。所述預定關系可以通過經驗或理論確 定。在一個第一模塊的一個實驗中，發現所述關系為V = Alog10f + B其中A-2.35， B為常數，不需要列入補償程序。一旦確定電源電壓(V),就調節傳感器數據中的傳感器數據值來補 償電源電壓的變化。該補償基于傳感器值(即第一模塊傳輸的傳感器數 據值)和電源電壓之間的預定關系來執行。第一模塊傳輸的傳感器值通 常基于傳感器10、 15的模擬輸出和ADC140 (和任意放大器)對該輸 出的響應以及第一模塊處理器15所作的任何調節。在許多情況下，傳 感器值和電源電壓之間的關系將是線性關系。這種關系可以通過理論或 經驗來確定。 一旦已知這種關系，就可以和估計的電源電壓一起使用， 來補償電源電壓的變化所引起傳感器數據值的變化。第二模塊的處理器70也可以基于同時或相應時間內第二傳感器10 讀取的傳感器數據值來補償第一傳感器5的傳感器數據值。例如，如果 第一傳感器5是pH傳感器，第二傳感器IO是溫度傳感器，那么第一 傳感器5的傳感器數據值可以根據在不同溫度下pH傳感器10的pH響 最后，在步驟390中，經處理的傳感器數據被輸出到顯示器、存儲 器或遠程裝置。輸出包括補償的傳感器值和測量這些值時的估計時間。第二模塊的處理器70也可以配置為基于第一模塊時鐘3的估計時 鐘頻率和/或前一個估計的時鐘頻率和/或前一個數據包的(時間)位置 來預測下一個數據包的位置。對數據包位置的預測可以用來優化搜索數 據包的解碼程序，并有助于防止第一和第二模塊之間通信聯絡中斷。圖18和19中示出的可吞服膠嚢1具有外表面光滑的外殼。但是， 其可具有外表面為螺旋狀圖案的外殼。該螺旋狀圖案使傳感裝置在通過 腸道時旋轉，其方式與子彈在來福槍的槍筒內推進的方式類似。在膠囊 穿過腸道的情況下，向前的推動力可由腸道的蠕動提供。所述螺旋狀圖 案應該是至少一個螺旋匝，并且可以通過所述膠嚢的外殼內或外殼上的 缺口、突起或溝槽形成。圖23是具有由外殼內的溝槽510形成的兩個 半螺旋匝的可吞服膠嚢1的頂部視圖。圖24是具有由外殼表面上的突 起516形成的兩個半螺旋匝的可吞服膠嚢1的頂部視圖。兩個膠嚢都具 有孔515，以允許周圍環境中的流體和膠嚢內的傳感器接觸。關于圖1-24的上述說明涉及操作系統水平的傳感器裝置和系統， 具體涉及第一和第二模塊之間的通信和傳感器的校正以及傳感器輸出 的翻譯(通過第一或第二模塊的處理器)。參照圖28和29，這些圖中示出用于本發明優選實施方案的傳感器 元件450。傳感器元件450是"單步"傳感器元件，因為其只可被操作 來感測分析物的存在與否一次。如圖29的橫截面圖所示，傳感器元件 形成在襯底452上。電極454， 456和463 (工作電極454，反電極456 和參比電極463)形成在襯底452的頂部，但是不接觸，由間隙458隔 開。這些電極由金或金鉑合金或鉑制成。通常，電極由不同的材料形成，成。工作電極通常用銀制成。參比電極的目的(如本領域技術人員所公 知的)在于在工作電極上提供穩定的電壓，從而補償工作電極上的氧化 還原反應的效果。襯底和電極的上方形成絕緣層460，使每個工作電極 454、反電極456和參比電極463留出一部分暴露在井中。由于絕緣層 460的壁內階梯，因此井為階梯狀。在井的底部是電極462，其覆蓋并 接觸工作、反 選電極為離子型導電凝膠或固體電解質，例如固體高分子電解質(例如聚氧化乙烯，氟化磺酸共聚物，例如DuPont的NafionTM)。覆蓋電解 質的是半透膜464，其不可透過水和電解質，但是可透過氧。通常，半 透膜用TeflonTM形成。保護層466穿過井并形成在絕緣層460內。通常， 保護層為金或金合金層，厚度為0.2~0.3 nm。電極468連接至保護層 466。保護層466和半透膜464之間的空間為反應物空間。反應物空間內 提供第一反應物層470和第二反應物層472。可以采用不同的結構來配 置第一和第二反應物，例如以多層的形式，或者一種反應物在另一反應 物中的島，或者是緊密混合的反應物。其最佳配置將取決于存在和不存 在催化劑成分時反應物相互之間的反應性，下文將對此進行描述。在本實施方案中，傳感器元件450是血液傳感器。血紅蛋白(血液 的一種成分)通過第二反應物中存在的介質或氧供體來對氧化第一反應 物中酚類化合物的反應進行催化。本實施方案中的第 一反應物是或者包 含oc-愈創木酚酸。第一反應物的替代物是四甲基聯苯胺(TMB)。第二 反應物是或者包含碘酸鹽或高碘酸鹽。第二反應物的替代物是作為氧供 體的2，5-二甲基己烷-2，5-二氫過氧化物。另一替代物是過氧化氫，但是 不優選，因為過氧化氫泄漏到腸道內可能是不理想的。可以通過已知的制造技術將不同的層應用于襯底452。例如，可以 利用旋涂，尤其是當襯底452是平坦的，例如硅襯底時。可以結合光掩 模或通過掩模和蝕刻過程來實現合適的旋涂。蝕刻可以利用氧等離子體 來進行，因為愈創樹脂是有機物。但是，可以使用其它的沉積技術，例 如濺射、厚膜沉積、注射成型、蒸發、微量加液器沉積等。舉例來說， 可通過將愈創樹脂溶于醇(例如乙醇、N-甲基-2-吡咯烷酮(NMP)或二甲 基亞砜(DMSO)),然后旋涂該溶液而將愈創樹脂沉積到反應物空間中。絕緣層460優選由聚酰亞胺或SU-8形成。使用時，傳感元件是無活性的，受到保護層466的保護，直到被激 活。為了激活傳感元件，通過電極468對保護層466施加電壓。合適的 電壓為+1.0 V (或更高)。陰極(未圖示)提供在別處以完成電化學電 路。陰極由任意不產生有毒電解產物的導電或電活性物質形成。當傳感 元件處于氯離子水溶液的環境(例如胃腸道)中時，對保護層施加該電 壓將通過形成氯金絡合物而導致保護層腐蝕。這些物質在陰極被還原。
通過這種機制，保護層可以在短至10~30秒就可以被除去，使第一和 第二反應物暴露于環境。以這種方式除去金保護層已經由Santini等人 在"Microchips as controlled drug-delivery devices" ， Angew . Chem. Int. Ed . 2000 ， 39 ， 2396- 2407中示出，^中內容在此通過引用并入本 文。一旦暴露于胃腸道環境，胃腸道中存在的血液對第一和第二反應物 之間的反應進行催化。第一和第二反應物之間的反應產生作為最終產物 的溶解氧，任選通過活性中間體產生溶解氧，這取決于發生的具體反應 和溶液條件。半透膜可透過氧。形成在傳感器元件的電解質空間內的電 化學電池實際上是克拉克電池(Clark cell),這將會被本領域技術人員 很好地理解。電池控制或監測工作電極和反電極之間的氧化還原反應。 這樣，可以監測第一和第二反應物之間的反應，因而也可以測量傳感器 元件的分析物(血液)的濃度。在另一個實施方案中，克拉克電池被光電檢測器取代，其中來自 LED (優選白光LED)的光穿過反應物空間。當第一和第二反應物在 血液存在下反應產生藍綠色時，光電檢測器能夠檢測反應物空間內的顏 色變化。當然，其它的顏色變化可以通過類似的方式進行監測，例如當使用 不同的反應物時。在一些環境中(例如依賴于溫度和/或pH),第一和第二反應物之間 的反應速率將會變化，即使不存在血液也是如此。因而，根據傳感器元 件的貯存歷史及其使用歷史(例如其在體內的時間)，傳感器元件的輸 出(即工作電極和反電極之間的電勢)在激活之前或激活之后將會變化。 因而，有必要根據上述方案和程序之一來校正傳感器元件，例如根據 pH傳感器和/或溫度傳感器的輸出，和/或傳感器使用的測量時間來校 正。傳感器元件只能被激活一次，以進行單次測量。因此，傳感器裝置 被提供為具有相似傳感器元件的陣列。圖25A示出合適的傳感器裝置 408a和傳感器元件陣列482a的示意圖。該實施例中，傳感器元件陣列 482a具有彎曲的形狀并位于傳感器裝置的彎曲外表面上。共陰極481a 也位于所述裝置的外表面，用于完成激活每個傳感器元件時除去保護膜 466所需要的電化學電路。傳感器陣列優選制造成柔性襯底(例如聚亞
酰胺)上的平面形式，然后彎曲以適合傳感器裝置的彎曲外輪廓。但是， 傳感器元件陣列也有可形成為平面構型，并置于傳感器裝置的平坦(較不彎曲)部分處。這類傳感器的一個實施例示于圖25C的替代傳感器裝 置中，其中傳感器裝置480c具有不對稱的形狀，在483c端為圓形，而 在另一端484c端為平坦狀，傳感器陣列482c位于平坦端484c處。共 陰極481c可以位于所需的方便位置。例如，在替代實施方案中，傳感 器裝置可以在所述裝置的縱向中間部分具有平坦形狀，或者具有平坦 端，或者平坦表面形成為與所述裝置的主軸成一傾角的小平面端。作為 選擇，傳感器陣列可以基本上完全沿傳感器裝置的周邊延伸。優選這種 方式，因為這將允許傳感器元件對所述裝置的環境更多采樣。這種方式 示于圖25B中，其中傳感器裝置480b具有圓柱形狀，傳感器陣列482b 與共陰極481b沿傳感器裝置的周邊延伸。已經提及，可在柔性聚亞酰 胺襯底上提供平面形式的傳感器元件，然后使襯底彎曲以適合所述裝 置。作為選擇，可將傳感器元件提供為傳感裝置的外殼的一部分。例如， 合適的井狀可以模制或微加工成所述裝置的外殼，和/或電極可以澆鑄 成所述外殼。圖26示出5x5傳感器元件陣列的示意圖。每個傳感器元件485具 有兩種電連接-控制信號輸入487和傳感器輸出486。這些連接僅在圖 26中示意性示出。每個傳感器元件的控制信號輸入由連接至保護層466 的電連接構成。傳感器輸出486實際上由每個電池三個電連接構成-分 別用于工作電極，反電極和參比電極。本領域技術人員將容易理解，這 些電極收發的信號可以用類似的控制和運算放大器電路來控制，如參照 前圖所說明的。圖27是示出具有第一模塊490和第二模塊492的傳感系統的示意 圖。其配置與圖2所示的功能項目相似，只是第一傳感器494是傳感器 元件陣列，例如前述生物傳感器陣列。控制器495響應第二傳感器496 (例如前述pH傳感器或溫度傳感器)的輸出或者是根據控制器495內 存儲的預定進度表而同時控制(即激活)一個(或多個)傳感器元件。 傳感器輸出(激活的傳感器元件的工作電極和反電極之間的電壓)由控 制器495檢測。然后，將該輸出獲得的傳感器數據通過第一模塊的發送 器497發送至第二模塊的接收器498。依次操作傳感器陣列中的所有傳感器相當耗費功率，尤其是通過除 去保護層466和在工作電極與反電極之間施加合適的電位差來激活每個
傳感器元件。在傳感器裝置的運行期間，為了保存足夠的功率來充分運行每個傳感器元件(例如，19~24小時))，前面實施方案中所述的各種 節省功率和空間的措施也應用于本實施方案。這些實施方案的改進，更多的實施方案及其改進對于閱讀本公開內 容的本領域技術人員將會是顯而易見的，這些內容同樣在本發明的保護 范圍之內。
權利要求
1.一種傳感設備，包括第一模塊和第二模塊，所述第一模塊具有控制器、發送器、和傳感器元件陣列，所述控制器能夠獨立于所述陣列中的其它元件而激活所述陣列中的一個或多個傳感器元件，以在不同時間利用所述陣列中不同的傳感器元件從所述陣列獲得傳感器輸出，所述發送器配置為將從所述傳感器輸出獲得的傳感器數據從所述第一模塊發送至所述第二模塊的接收器，其中每個傳感器元件是生物傳感器，用于檢測所述傳感器陣列所處環境中的相同分析物的存在。
2. 根據權利要求1的傳感設備，其中所述第一模塊適合(i) 可吞服，以穿過人體或動物體；(ii) 可植入人體或動物體；或(iii) 置于人體或動物體的表面位置(例如創傷部位)。
3. 根據權利要求1或權利要求2的傳感設備，其中每個傳感器元件只 能被激活一次，以嘗試檢測所述環境中所述分析物的存在。
4. 根據權利要求1~3中任一項的傳感設備，其中所述傳感器輸出對 應于以下至少 一個分析物狀態分析物存在；分析物不存在；所檢測分析物濃度的定量測量。
5. 根據權利要求1~4中任一項的傳感設備，其中所述分析物為血液、 或血紅蛋白、或血液中的其它成分、或血液的降解產物。
6. 根據權利要求1~5中任一項的傳感設備，其中所述陣列中傳感器 元件的激活允許存在于所述傳感器元件的環境中的分析物催化第 一反 應物和第二反應物之間的化學反應，所述傳感器元件對所述化學反應的檢測確定所述傳感器元件輸出。
7. 根據權利要求6的傳感設備，其中每個傳感器元件包括容納至少所 述第一反應物的反應物空間。
8. 根據權利要求7的傳感設備，其中所述反應物空間還容納所述第二 反應物。
9. 根據權利要求8的傳感設備，其中所述第二反應物與所述第一反應 物接觸。
10. 根據權利要求7~9中任一項的傳感設備，所述反應物空間和電解質 空間由半透膜隔開，所述電解質空間具有工作電極、反電極和任選的參 比電極，所述電極與所述電解質空間內的電解質電接觸。
11. 根據權利要求7~10中任一項的傳感設備，所述反應物空間在激活 所述傳感器元件時可暴露于所述環境。
12. 根據權利要求11的傳感設備,每個傳感器元件包括用于覆蓋所述反 應物空間的蓋構件，所述蓋構件至少部分可移除以允許暴露所述反應物 空間。
13. 根據權利要求12的傳感設備，其中通過對所述蓋構件施加電壓而至 少部分可移除所述蓋構件。
14. 根據權利要求13的傳感設備，其中所述電壓觸發所述蓋結構的腐蝕、 溶解、熔融、升華和斷裂中的至少一種。
15. 根據權利要求6~14中任一項的傳感設備，其中所述第一反應物包 括oc -愈創木酴酸或其衍生物。
16. 根據權利要求6~15中任一項的傳感設備，其中所述第二反應物是 在催化劑存在下能夠氧化所述第 一反應物的介質。
17. 根據權利要求1~16中任一項的傳感設備，其中所述傳感器陣列提 供在所述第一模塊的外表面，以提供與所述第一模塊所處環境的接觸。
18. 根據權利要求1 ~ 17中任一項的傳感設備，其中所述陣列包括至少 4個傳感器元件。
19. 根據權利要求1 ~ 18中任一項的傳感設備，其中所述陣列包括至少 9個傳感器元件。
20. 根據權利要求1 19中任一項的傳感設備，其中所述控制器可操作 用于按預定時間間隔激活所述傳感器元件。
21. 根據權利要求1~20中任一項的傳感設備，其中所述第一模塊的傳 感器陣列形成第一傳感器，并且所述第一模塊還包括第二傳感器，所述 第二傳感器可操作用于測量所述第一模塊所處環境的參數。
22. 根據權利要求21的傳感設備，其中所述控制器利用所述第二傳感器 的輸出以確定所述傳感器陣列的傳感器元件被激活的時間。
23. 根據權利要求21或22的傳感設備，其中所述第一模塊還包括第三傳 感器，所述第三傳感器可操作用于測量所述第一模塊所處環境的參數， 所述參數不同于所述第二傳感器測量的參數。
24. 根據權利要求23的傳感設備，其中所述控制器利用所述第二和第三 傳感器的輸出來確定所述傳感器陣列的傳感器元件被激活的時間。
25. 根據權利要求23或24的傳感設備，其中所述笫二和笫三傳感器選自 pH傳感器、溫度傳感器、溶解氧傳感器、電導率傳感器、生化傳感器、 光學傳感器和聲學傳感器。
26. —種操作包含第一模塊和第二模塊的傳感設備的方法，所述第一模塊 具有控制器、發送器和傳感器元件陣列，所述方法包括下列步驟(i) 所述控制器獨立于所述陣列中的其它傳感器元件而激活所述陣列中 的至少一個傳感器元件，以在第一時間tl處從所述至少一個傳感器元件獲 得傳感器輸出；(ii) 所述控制器獨立于所述陣列中的其它傳感器元件而激活所述陣列 中的至少一個其它傳感器元件，以在與tl不同的時間t2處從所述至少一個其它傳感器元件獲得傳感器輸出；和(m)將來自所述第一模塊的傳感器數據發送至所述第4塊的接收器， 其中每個傳感器元件為生物傳感器，用于檢測所述傳感器陣列所處環境中的相同分析物的存在。
27. 根據權利要求26的方法，還包括以下步驟所述控制器在不同的時 間t順序激活所述傳感器元件，以從所述陣列獲得傳感器輸出序列，所 述序列與在所述不同時間t的所述環境中所述分析物的檢測或不存在相 對應。
28. 根據權利要求26或27的方法，其中每個傳感器元件最多僅被激活 一次，以嘗試檢測所述分析物的存在。
29. —種傳感裝置，其設計用于穿過人體或動物體的消化系統，或者植 入人體或者動物體內，所述裝置具有用于測量第一參數的第一傳感器、 用于根據校正程序校正所述第一傳感器的電子電路或軟件、和用于將來 自所述第一傳感器輸出的數據發送至外部裝置的發送器，其中所述電路 配置為通過改變連接至所述傳感器的可變增益放大器的增益和/或通過 改變應用于所述傳感器的補償電壓或通過改變應用于連接至所述傳感 器的放大器的補償電壓來校正所述傳感器。
30. 根據權利要求29的傳感裝置，其中所述裝置是可吞服膠嚢。
31. 根據權利要求29或30的傳感裝置，其中所述校正程序是用于優化 所述傳感器動態范圍的程序。
32. 根據權利要求29~31中任一項的傳感裝置，其中所述校正程序包括 確定所述傳感器輸出和所述測量參數的實際物理值之間的關系的步驟。
33. 根據權利要求29 32中任一項的傳感裝置，其中所述校正程序是調節 所述傳感器或周邊電路直至所述傳感器具有零輸出的程序。
34. 根據權利要求29~32中任一項的傳感裝置，其中所述校正程序是用于 補償所述第 一傳感器隨時間漂移的程序，所述補償才艮據傳感器隨時間漂移 的模型進行。
35. 根據權利要求34的傳感裝置，其中所述傳感器隨時間漂移的模型是 存儲在存儲器內的預定模型。
36. 根據權利要求34的傳感裝置，其中所述傳感器漂移的模型在傳感器 的使用過程中通過對所述傳感器測量的之前數據點用外推法計算。
37. 根據權利要求34~36中任一項的傳感裝置，其中所述傳感器輸出根 據所述模型以規律間隔進行調整，以補償傳感器的漂移。
38. 根據權利要求29~32中任一項的傳感裝置，其中所述校正程序是調節 所述傳感器輸出以使其指示與特定參考值相關的感測參數值的程序。
39. 根據權利要求29~32中任一項的傳感裝置，其中所述校正程序是所述 傳感器暴露于已知刺激并且調節所述傳感器輸出直至其與預定值相等或 在所述已知刺激規定的預定范圍之內的程序。
40. 根據權利要求39的傳感裝置，其中所述傳感裝置提供在容納液體或凝 膠的外殼中，所述液體或劍歐具有所述第一傳感器i更計用來測量的物理參 數的已知值，并且其中所述校正程序配置為參考對測量所述液體或亂歐響 應的所述傳感器輸出來校正所述傳感器。
41. 根據權利要求29~40中任一項的傳感裝置，其中所述傳感裝置配置為 將校正數據發送至外部裝置。
42. 根據權利要求29~41中任一項的傳感裝置，其中所述傳感裝置配置為 自發執行所述校正，而與來自外部電子裝置的指令或數據無關。
43. 根據權利要求29~41中任一項的傳感裝置，其中所述傳感裝置具有用 于接收來自外部裝置的控制指令和/或校正數據的接收器，并被配置成參考 接收自所述外部裝置的控制指令和/或校正數據執行所述校正。
44. 根據權利要求29 43中任一項的傳感裝置，其中所述第一傳感器為 pH傳感器、溫度傳感器、血液傳感器、溶解氧傳感器、電導率傳感器、 生化傳感器、光學傳感器和聲學傳感器。
45. 根據權利要求29~44中任一項的傳感器裝置，其中所述第一傳感器包 括離子敏感場效應晶體管。
46. 根據權利要求29 45中任一項的傳感裝置，其中所述傳感裝置的發送 器是無線電發送器、感應磁場發送器或聲學發送器。
47. 根據權利要求29~46中任一項的傳感裝置，還包括用于測量與所述第 一M不同的第二M的第二傳感器，其中所述校正程序配置為基于來自 所述第二傳感器的讀數調節所述第一傳感器的輸出。
48. 根據權利要求47的傳感裝置，還包括控制器，其用于在來自所述第二 傳感器的輸出顯示預定特征時開啟所述第一傳感器，或者在來自所述第二 傳感器的輸出顯示所述預定特征之后的設定時間開啟所述第一傳感器。
49. 根據權利要求47或48的傳感裝置，其中所述第一傳感器是血液傳感 器，所述第二傳感器是pH傳感器。
50. 根據權利要求48的傳感裝置，其中所述控制器配置為自發開啟所述第 一傳感器而沒有來自外部裝置的輸入。
51. 根據權利要求29~50中任一項的傳感裝置，還包括處理器，其配置為 檢測所述第 一傳感器示出中指示所述傳感裝置位于體內特定位置的特征 事件，并將指示所述傳感裝置位置的位置數據存儲在存儲器中和/或發送至 外部裝置。
52. 根據權利要求51的傳感裝置，其中所述第一傳感器是pH傳感器。
53. 根據權利要求51或52的傳感裝置，其中所述處理器配置為用于在所 述第一傳感器的輸出指示pH已經從酸性pH變成堿性pH時，檢測所述傳 感裝置已經離開小腸并^/v大腸。
54. —種用于測量參數的系統，包括第一模塊和第二模塊，所述第一模塊 的形式為根據權利要求29~53中任一項的傳感裝置，所述第二模塊包括 用于接收由所述第一模塊的發送器發送的數據的接收器。
55. 根據權利要求54的系統，其中所述第 一模塊還包括用于接收來自所 述第二模塊的指令和/或數據的接收器；所述第二模塊還包括用于發送指令和/或數據至所述第二模塊的發送器；和處理器；其中所述第二模 塊的所述處理器配置為將校正指令和/或校正數據發送至所述第一模 塊，且所述第一模塊配置為基于所接收的指令和/或數據來校正所述第 一傳感器。
56. —種用于測量參數的系統，包括用于人體或動物體的傳感裝置形式 的第一模塊，其具有用于測量第一參數的第一傳感器和用于將所述第一 傳感器得到的測量值和所述第 一模塊生成的校正數據發送至第二模塊 的發送器；第二模塊，其包括用于接收所述第一模塊發送器輸出的數據 的接收器和用于處理所述數據的處理器，其中所述第二模塊的處理器配 置為根據校正程序和基于所述第一模塊發送的校正數據來校正所述第 一傳感器得到的測量值。
57. 根據權利要求56的系統，其中所述校正程序是用于補償所述第一傳 感器輸出隨時間漂移的程序，所述補償根據傳感器隨時間漂移的模型來 執行。
58. 根據權利要求56的系統，其中所述校正程序是將所述第一傳感器輸 出與所述測量參數的實際物理值相關聯的程序。
59. 根據權利要求56的系統，其具有根據權利要求48的傳感裝置，其 中所述控制器配置為響應所述第二模塊發送的指令，基于所述第二傳感 器的讀數，來執行所述第一傳感器的輸出的所述調整。
60. —種用于收集數據的設備，包括第一模塊，其適合置于人體或動物體內或穿過人體或動物體，所述 第一模塊包括第一時鐘、至少一個傳感器、為所述第一時鐘和所述至少 一個傳感器供電的電源和用于發送來自所述至少一個傳感器的傳感器 數據的發送器；和第二模塊，包括第二時鐘、接收器和處理器，所述處理器配置為接 收由所述第一模塊的發送器所發送的數據，對所述第一時鐘的時鐘頻率 進行估計，并通過基于所述估計的第一時鐘頻率調整傳感器數據而針對 所述第一模塊電源的功率變化來補償所述接收的傳感器數據。
61. 根據權利要求60的設備，其中所述第一模塊的發送器為無線電發送 器，所述第二模塊的接收器為無線電接收器。
62. 根據權利要求60或61的設備，其中所述第一模塊為可吞服膠嚢或 者用于插入大腸的植入裝置，所述植入裝置具有允許體液通過的開口 。
63. 根據權利要求60~62中任一項的設備，其中所述第一模塊的至少一 個傳感器輸出 一 系列傳感器值，每個值對應于各自時間讀取的傳感器讀數，其中對于每個各自的傳感器值，所述第二模塊的處理器在讀取所述 傳感器值時對所述第一時鐘頻率進行估計，并對每個各自的傳感器值進 行調整以補償所述第一模塊電源的功率變化。
64. 根據權利要求60~63中任一項的設備，其中所述第一時鐘的頻率基 于所述第二模塊接收來自所述第一模塊的數據的速率進行估計。
65. 根據權利要求60~64中任一項的設備，其中所述補償基于所述傳感 器與所述電源供應的電壓之間的預定關系和所述第一時鐘的時鐘頻率 與所述電源為所述第一時鐘提供的電壓之間的預定關系來執行。
66. 根據權利要求60~65中任一項的設備，其中所述傳感器數據由所述 發送器根據協議發送，其中所述數據被分割為一個或多個數據包，每個 數據包具有固定的預定長度，其中每個數據包和其它的數據包間隔具有 固定的預定長度的無信號傳輸周期。
67. 根據權利要求66的設備，其中每個數據包具有標志數據包開始的一 位或多位起始序列和標志數據包結束的一位或多位終止序列。
68. 根據權利要求60~67中任一項的設備，其中從所述第一模塊到所述 第二模塊的信號傳輸為異步傳輸。
69. 根據權利要求60~68中任一項的設備，其中所述至少一個傳感器選 自溫度傳感器、照相機、血液傳感器、pH傳感器、溶解氧傳感器、電 導率傳感器或壓力傳感器。
70. 根據權利要求60~69中任一項的設備，其中所述第一模塊不具有用 于調整由所述第一模塊電源輸出的電壓的調整器。
71. 根據權利要求60~70中任一項的設備，其中所述第一時鐘是Q值小 于20的低Q時鐘。
72. 根據權利要求60~71中任一項的設備，其中所述第一模塊的發送器 根據CDMA系統發送信號，并且其中具有多個所述第一模塊，每個第 一模塊通過不同的通道發送信號。
73. 根據權利要求60~72中任一項的設備，其中所述處理器配置為預處 理來自所述接收器的模擬信號以生成概率直方圖，從而確定閾值電壓以 區分所述模擬信號中的0和1。
74. 根據權利要求60~73中任一項的設備，其中所述第一模塊具有第一傳 感器和第二傳感器，并且所述第二傳感器的處理器配置為基于來自所述第 二傳感器的傳感器數據中的傳感器值來調整來自所述第一傳感器的傳感 器輸出中的傳感器值。
75. 根據權利要求74的設備，其中所述第二傳感器是溫度傳感器。
76. 根據權利要求60-75中任一項的設備，其中所述第一模塊不具有用于 接收來自外部裝置的數據的接收器。
77. 根據權利要求60 76中任一項的設備，其中所述第一模塊具有外殼， 所述外殼具有一個或多個用于將流體導向所述外殼中一個或多個開口的 溝槽。
78. 根據權利要求60 77中任一項的設備，其中所述第一模塊是可呑月m 嚢，并且包括外殼，所述外殼具有至少一個螺旋溝槽、突起或缺口，用 于使所述膠嚢在通過腸道時發生旋轉。
79. —種在系統中收發數據的方法，所述系統包括第一模塊，其具有第 一時鐘、至少一個傳感器、為所述時鐘和所述至少一個傳感器供電的電 源和用于發送來自所述至少一個傳感器的傳感器數據的發送器；和第二 模塊，其包括第二時鐘、接收器和處理器；所述方法包括下列步驟將 基于所述至少一個傳感器輸出的傳感器數據發送至所述第二模塊的接 收器；和利用所述第二模塊的處理器來估計所述第一時鐘的時鐘頻率， 并通過基于所述估計的第一時鐘的時鐘頻率調整傳感器數據而針對所 述第一模塊電源的功率變化來補償所述接收的傳感器數據。
全文摘要
公開了一種傳感裝置和設備，其特別適用于從胃腸道內收集數據，而且還適用于從其它環境收集數據。該傳感設備包括第一模塊(1)和第二模塊(50)。所述第一模塊具有控制器(15)、發送器(25)和傳感器元件陣列(482)。所述控制器能夠獨立于所述陣列中的其它元件而激活所述陣列中的一個或多個傳感器元件。每個傳感器元件都是生物傳感器，用于檢測所述傳感器陣列所處環境中的相同分析物(例如血液)的存在。還公開了適合于該裝置的傳感器的校正方案和程序。還公開了節省能源和節省空間的配置，尤其是傳感裝置和基站之間的異步通信協議，以及用于補償由于傳感裝置的供電變化引起的傳感器數據變化的補償裝置。
文檔編號A61B5/07GK101150985SQ200680008947
公開日2008年3月26日 申請日期2006年2月10日 優先權日2005年2月11日
發明者喬納森·馬克·庫柏, 大衛·羅伯特·賽姆·卡明, 尼古拉斯·伍德, 磊 王 申請人:格拉斯哥大學大學行政評議會