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Vorrichtung zum Messen von Blutdruck-Die Erfindung bezieht sich auf
Geräte zur Bestimmung des Blutdruckes und betrifft insbesondere einen Druckaufnehmer
und-wandler, mit dem eine präzise Bestimmung des Blutdruckes an den verschiedensten
Stellen des kardiovaskulären Systems möglich ist.
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Für die heutige Diagnostik und chirurgische Technik bei der Behandlung
des Herzens und anderer Organe im zirkulatorischen System werden umfangreiche und
genaue Informationen liber die Blutdriicke an verschiedenen Stellen des kardiovaskulären
Systems benötigt. So ist es z. B. häufig erwünscht, die Frequenz und die Amplitude
der
Blutdruckfluktuationen innerhalb einer Arterie an beatimmten
Stellen unmittelbar in der Nähe des Herzens zu bestimmen. Ebenso häufig ist es von
Vorteil, die Geräusche der mechanischen Funktionen von Organen im kardiovaskulären
System, also beispielsweise Herzgeräusche, an einer Stelle aufzunehmen und zu überwachen,
die so dicht wie möglich am m Entstehungspunkt solcher Geräusohe liegt.
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Bekannte Geräte zur Bestimmung des Blutdruckes innerhalb des vaskulären
Systems sind mit einem Manometer versehen, das in Verbindung mit einem Katheter
besteht. Der Katheter wird durch eine Öffnung in das vaskuläre System eingeführt
und sein freies Ende an die gewünschte Stelle geschoben.
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Eine lange hydrostatische Säule steht auf der einen Seite mit dem
Manometer in Verbindung, erstreckt sich bis an die Spitze des Katheters und nimmt
dort die Drücke auf, die im System herrschen. Diese Drücke werden durch die Saule
auf das Manometer übertragen, von dem die Druckwerte abgelesen werden können. Bei
dieser Einrichtung ist es nachteilig, daß die in dem Katheter erforderliche hydrostatische
Saule, die üblicherweise eine lange in der Größenordnung von 100 cm hat,. einen
erheblichen Dämpfungseffekt auf den Druck und auf die zum Manometer übermittelton
Blutdruckfluktuationen ausübt.
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Andere Druckübertragungegeräte sind mit einer Membran
versehen,
das am freien Ende des Katheters angeordnet ist und susammen mit diesem in das vaskulare
System eingefuhrt wird. Durch im freien Ende des Katheters direkt angeordnete elektrische
Mittel wird die in Abhangigkeit von dem im System herrschenden Blutdruck erfolgende
Verlagerung der Membran gemessen. Diese bekannten Vorrichtungen sind erheblich kompliziertere
und teuerere Konstruktionen.
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Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine Vorrichtung
zum Messen von Blutdruck mit einer Wandlereinheit zu schaffen, die diese Nachteile
vermeidet, die eine exakte Bestimmung u. es Blutdruckes an entfernten Stellen innerhalb
des kardiovaskulären Systems ermöglicht und die einfach und unempfindlich sowie
billig in der Herstellung ist und bequem und wirkungsvoll angewendet werden kann.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Schaffung einer solchen Vorrichtung,
die besonders empfindlich in bezug auf Druckfluktuationen von verhältnismäßig hohen
Frequenzen ist, die sowohl GerEusche als auch DrUcke an entfernten Stellen innerhalb
des kardiovaskulären Systems aufnehmen und abhören kann und die die an den ausgewählten
Stellen des vakulären Systems aufgenommenen Geräusche und Drücke als getrennte,
entsprechend modulierte elektrische Signale abgibt.
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Die erfindungsgemäße Vorrichtung zum Messen des Blutdruckes enthält
ein Katheter, der so ausgebildet ist, daB er in das vaskuläre System eingeführt
werden kann und der an seinem freien Ende mit einer flexiblen Membran verschlossen
ist. Die Membran ist mit seiner einen Seite dem Flüssigkeitsdruck innerhalb des
vaskulären Systems ausgesetzt und steht mit ihrer anderen Seite mit dem Innern des
Katheters in Verbindung. Die Membran ist innerhalb des katheters so gehalten, daß
sie in Abhängigkeit der Blutdruckfluktuationen in dom betreffenden Gefaß und in
Übereinstimmung mit Amplitude und Frequenz dieser Fluktuationen verlagert wird.
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Erfindungsgemäß ist außerhalb des vaskulären Systems eine Lichtquelle,
vorzugsweise eine elektrische Lampe, mit einer sorgfiltig geregelten Gleichstomversorgung,
sowie flexible, das Licht leitende Faseroptiken vorgesehen.
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Die Faseroptiken sind so angeordnet, daß sie das Licht von der Lichtquelle
durch das Katheterrohr leiten und auf die dem Katheterinneren zugekehrte Beite der
Membran richten, von der das Licht auf eine erste Stelle innerhalb des Katheters
reflektiert wird, und zwar in dem Maße, in dem die Membran von des Flüssigkeitsdruck
durohgobogen wird. Um das reflektierte Licht aufzunehmen und von der genannten ereten
Stelle durch den Katheter zu einer außerhalb des vaskulären Systems befindlichen
zweiten Stelle su
leiten, sind weitere, das licht leitende'Faseroptiken
vorgesehen, an deren anderem Ende fotoelektrische Mittel angeordnet sind, die das
an diese zweite Stelle geleitete, reflektierte Licht in ein elektrisches Signal
umwandeln, das in Abhängigkeit vom Druck moduliert ist.
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Es ist verständlich daß die am Ende des Katheters angeordnete Membran
auf den Blutdruck anspricht und außerdem empfindlich sowohl für die niedrigen als
auch für die hohen Frequenzen der Blutdruckfluktuationen ist. Weiterhin bewirkt
das durch die Faseroptiken auf die genannten fotoelektrischen Mittel geleitete Licht
ein elektrisches Signal, das ohne wesentliche Dampfung exakt in Abhängigkeit der
Druckfluktuationen moduliert ist. Demgemäß kann das an den fotoelektri, chen Mitteln
abgenommene elektrische Signal eine Komponente mit groBer Amplitude und niedriger
Frequenz haben, die genau mit der Blutdruckfluktuation aufgrund der Pumptätigkeit
des Herzens (Herztone) übereinstimmt, und das elektrische Signal kann ebenso eine
Komponente mit kleiner Amplitude und hoher Frequenz haben, die genau den Geräuschdrücken
entspricht, die in der Nähe der Membran im vaskulären System entstehen (z. B. Herzgeräusche).
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung enthält die Vorrichtung zum Blutdruckmessen
Diskriminatormittel, die auf das von den fotoelektrischen Mitteln abgegebene elektrische
Signal ansprechen und getrennte elektrische
Signale abgeben, die
in Abhängigkeit der genannten Geräusche und der genannten Blutdrucke moduliert sind.
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In einer praktischen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind
weitere fotoelektrische Mittel vorgesehen, die direkt auf das ausfallende Licht
der in der Vorrichtung befindlichen Lichtquelle ansprechen und ein Vergleichssignal
abgeben, das der Intensität der Lichtquelle entspricht. Die erfindungsgemäße Vorrichtung
enthält weiterhin einen Vergleichskreis, dem einmal das Vergleichssignal und zum
anderen das Ausgangssignal der zuerst beschriebenen fotoelektrischen Mittel zugeführt
werden, wobei der Vergleichskreis ein resultierendes Signal abgibt, das unabhängig
von Veränderungen der Intensität der Lichtquelle der Vorrichtung ein dem genannten
Druck entsprechendes Signal abgibt.
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Weitere Aufgaben, vorteilhafte Lösungen und Einzelheiten der erfindungsgemäßen
Vorrichtung zum Messen von Blutdruck gehen aus der nachstehend detailliert beschriebenen
und in den Zeichnungen dargestellten bevorzugten Ausführungsform hervor.
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In den Zeichnungen ist : Fig. 1 eine perspektivische Ansicht der erfindungsgemäßen
Vorrichtung zum Messen von Blutdruck; Fig. 2 ein Längsschnitt entlang der Längsachse
des Katheters ;
Fig. 3 ein Löngsschnitt durch die Mittelachse der
Faseroptik ; Fig. 4 ein Schnitt durch ein Blutgefäß und das darin befindliche freie
Ende des Katheters in vereinfachter Darstellung ; und Fig. 5 ain Blockschaltbild
der erfindungsgemäßen Vorrichtung.
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Die in Fig. 1 dargestellte Vorrichtung zum Messen von Blutdruck ist
in ihrer Gesamtheit mit 10 bezeichnet. Die Vorrichtung enthält einen Katheter 12
mit einem frein Ende 12. 1, der in ein Blutgefäß des vaskulären Systems eingefuhrt
und in diesem weiterbewegt werden kann. In dem Abzweigkasten 14 ist der Katheter
in zwei getrennte Zweige 12. 2 und 12. 3 aufgeteilt. Die Vorrichtung 10 enthalt
ein GehEuse 16, in dem eine Lichtquelle 18 und fotoelektrische Mittel 20 angeordnet
sind. Wie in Fig. 2 dargestellt, endet der Katheterzweig 12. 2 vor der Lichtquelle
18 und der Katheterzweig 12.3 vor den fotoelektrischen Mitteln 20.
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Innerhalb des Katheters 12 sind eine Anzah von flexiblen, das Licht
leitenden Faseroptiken 22 (Fig. 3) angeordnet, die zu einem Faserbündel 24 (Fig.
2) verbunden a Unmittelbar am Ende 24. 1 des Kathaters ist dam Faserbündel 24 in
nebeneinanderliegenden Strängen angeordnet und im Abzweigkasten 14 in getrennte
Gruppen 24. 2 und 24.3 entsprechend der Kathetersweige 12. 2 und 12.3 aufgeteilt.
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Wie aus Fig. 3 hervorgeht, hat jede Faseroptik 22 einen Kemabsohnitt
22. 1 aua lichtleitendem Material mit verhältnismäßig hohem Brechungsindex und eine
Umhüllung 22. 2 von llchtleitendem Material mit verhältnismäßig niedrigem Brechungsindex.
Dadurch wird entsprechend dem bekannten Prinsip der inneren Totalreflektion ein
lichtreflektierender innerer Umfang 22. 3 gebildet. Ein in dan eine Ende 22. 4 der
Faseroptik einfallender Lichtstrahl a, der auf den inneren Umfang 22. 3 mit einem
Winkel auftrifft, der größer ist als der Grenzwinkel der Totalreflektion, wird wtoderholt
an dem inneren Umfang 22. 3 reflaktiert, durch die Faseroptik hindurchgeleitet und
tritt am gegenüberliegenden Ende 22. 5 der Faseroptik aus. Ein anderer Lichte strahl
b, der auf den inneren Umfang der Faseroptik mit einem Winkel auftrifft, der kleiner
ist als der Grenzwinkel der Totalreflektion, wird durch die Umhüllung nach auBon
austreten. Der Unterschied der Brechungsindices des Kernabschnittes und der Umhüllung
der Faseroptik bestimmt den Grenswinkel der Totalreflektion am inneren Umfang 22.3
und bestimmt primär den gr$Bten Winkel c, unter dem die Lichtstrahlen in die Faseroptik
eintreten und zu@ gegenüberliegenden Ende 22. 5 geführtwerdenk6mn<n.Xaseiangemerkt,
daß im wesentlichen alle Lichtstrahlen, die durch dis Fasersptiken hindurchgeleitet
werden, am entgegengesetzten Ende 22.5 der Faseroptik in Form eines Kegels austreten,
dessin
Scheitelwinkel d dem Eintrittswinkel o entspricht. Bei Faseroptiken mit einem kleinen
Durchmesser im Verhältnis su den Krümmungen der gesamten Faseroptlk ist die durch
die Optik hindurchtretende Iichtmenge im wesentlichen unabhängig von den Krümmungen.
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Das Zende 24. 1 des Faserbündels 24 wird von einer Rülse 26 umschlossen
und durch einen geeigneten Stoff, wie beispielsweise Epoxydhars in der Hülse befestigt.
Ein Bchutzeahlauah 28 aus Plastik, Gummi oder einem anderem flexible Material ist
tuber die Hülse geschoben und stößt gegen deren Flansch 26. 1. Durch einen in dem
Abzweigkasten 14 angeordneten Nippel 30 arstreckt sich dam Faserbündel 24 hindurch
in den Innenraus 32 des Abzweigkastens 14. In diesem Innenraua ist das FaserbUndel
in die gotronnton Gruppen 24. 2 und 24. 3, wie vorher beschrieben, aufgeteilt.
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Die beiden Fasergruppen erstrecken sich von dem Innenraua 32 nach
außen durch Nippel 34 und 36 hladuroh und verlau-. ten in flexible BchlOuchen 38
und 40. Die Enden 24. 2 und 24. 3 der getrennten Gruppen des Faserbündels werden
von mit Flanschen versehenen Hülsen 42 und 44 aufgenommen und mit Hilfe eines geeigneten
Klebstoffs, Kunstharz o.dgl., befestigt. Die flansche 42.1 und 44. 1 der beiden
Hülsen 42 und 44 sind mit dem Gehäuse 16 mit Hilfe von dbllohon Mitteln derart verbunden,
da8 die beiden on der getrennten Gruppen 24. 2 und 24.3 in den erforderlichen Stellungen
in
bezug auf die Lichtquelle 18 und die fotoelektriachen Mittel 20 gehalten sind. Die
Enden der flexiblen Schläuche 28, u un 40 sind mit den zugeordneten Nippeln bsw.
Hülsen durch Klebstoff oder andere Mittel fest verbunden, um eine volständige Abdichtung
der Faseroptiken 22 innerhalb des Katheters su erzielen. Vorzugsweise ist der Verschluß
des Schlauches 28 in der Nähe des Abzweigkastens 14 durchbrochen, damit Luft in
den Innenraum des Schlauches 28 gelangen kann. Dies wird beispielsweise durch eine
Bohrung 28. 1 erreicht, die in dem Schlauch 28 unmittelbar am Abzweigkaxten 14 vorgesehen
ist. Falls erforderlich, kann der Innenraum 32 des Abzweigkastens 14 mit einem geigneten,
nicht gezeigten Füllmaterial gefüllt werden, um die Abzweigstelle des Faserbündels
su schützen. Ein Deckel 14. 1, der mit Schrauben o. dgl. befestigt wird, schließt
den Abzweigkasten ab.
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Die 26 i8t an rem einen Ende 26.2 mit Gewinde versehen. Das Cade 24.
1 des Faserbündels 24 ist flaoh geschlitfen und mit einer optisch hochwertigen Oberfläche
versehen, um m eine hohe Aufnahmefähigkeit für das Licht zu erhalten. Auf die gleiche
Weise sind die Enden 24. 2 und 24. 3 der getrennten Gruppen des Faserbündels behandelt.
Entsprechend der vorliegenden Erfindung ist eine Distanzhülse 46 vorgeschen, die
auf ihrer einen Seite von einer elasti-@ xoheu Membran 48 verschlossen ist. Distanzhülse
46 und
Membran 48 sind mittels Epoxydharz o. dgl. miteinander verbunden,
wahrend die Distanzhülae 46 auf die Hülse 26 aufgeschraubt ist und die Membran 48
an der erforderlichen Stelle in bezug auf dan Ende 24. 1 des Faserbündels 24 hält.
Vorzugsweise ist eine Schutzhülse 50 über die Distanshiilse 46 und einen zusätzlichen
Haltering 52 geschoben, der innerhalb der Schutzhülse 50 angeordnet ist und gagez
die Membran 48 stoßt. Die SU1sen 46 und 50 sowie der Ring 42 werden mit Hilfe von
Epoxydharz o.dgl. an ihrer Stelle genalten und abgedichtet.
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In dar bislang beschriebenen Katheterkonstuktion bilden der 8chutzschlauah
sowie die Hülsen 26 und 46 das mathsterrohr, das an seinem freien Ende 12. 1 durch
die Membran 48 verschlossen ist. Weiterhin ist die Lichtquelle 18, wie bei 18. 1
in Fig. 2 angedeutet, dazu eingerichtet, um Licht abzugeben und durch die optischen
Fasern in die Gruppe 24. 2 des Zaserbündels su schicken, so daß das Licht auf die
*ins Beite 48. 2 der Membran 48 gerichtet und von dieser reflektiert werden kann.
Die optischen Fasern in der anderen Gruppe 24.3 des Faserbündels sind dazu eingerichtet,
das von der Membran 48 refelektierte Licht aufzunehmen und, wie bei 20.1 angedeutet,
zu den fotoelektrischen Mitteln 20 su leiten. Es sei angemerkt, daß mit den Begriff
" von der Membran reflektiert" sowohl eine gespiegelte als auch
eine
diffuse Reflektion gemeint sein kann.
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Während die Vorrichtung 10 dazu eingerichtet ist, don Blutdruck an
den gewünschten Stellen innerhalb des kardiovaskulären Systems su beatimen, tat
der Kathetor 12 an seinem freien Endo 12. 1 so auagebildet, daß or in dam vaskuläre
System eingeführt und innerhalb einer Arterie oder eines anderen GefäBea in üblicher
Weiae entlangfthrbar ist. Zu diesem Zweck hat das freie Ende 12. 1 do Kathethers
einen Durchmesser won beispielsweise 1,5 mm (0, 06 inches) und eine Länge zwischen
dem freien Ende und dem Abaweigkaaten 14 von stwa 750 mm (30 inches).
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Die im Katheter angeordneten Faseroptiken bestehen beispielsau auadaa,Plaatikodereinemanderengeeigneten
Material und haben vorzugsweise einen sehr kleinen Durchmesser in der Größenordnung
von 50 µ (Microns), um etwa 40 lasern in dem Faserbündel 24 unterzubringen, ohne
die Flexibilität do Katheters zu beeinträchtigen. Gegebenefalls können auch die
aus vielen, das Licht leitenden Fat ausammengesetzten Einheiten durch eine einzige
Faseroptik ersetzt werden.
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Die Membran 48 ist vorzugsweise aus Metall oder einem andaraH Material
hoher Elatisität gebildet. Vorzugsweio liegt der sehe pleine Abatand 1 der Menbran
von den t tada1deaFMarMadalt24idMQrMaMrd zung von 25 µ (Micrens). Vorzugsweise besteht
die Menbran
48 aus einer solohen Stahllegierung, deren Wärmeausdehnungskoeffizient
innerhalb des Temperaturbereiches, wie or in kardiovaskulären 8yatem auftritt, nahesu
Null ist.
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In einer praktischen Ausführungsform hat die Membran 48 eine Dicke
von etwa 7,5 µ (0,0003 Inches) und einen Dunhtosser von etwa einem Millimeter (0,
04 Inches) sowie eine Reaonanzfrequenz in der Orößenordaung von 1500 Ha.
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Beaondera vorteilhaft ist es, wenn die Seite 48. 1 der Sombrant die
des frein Ende 24. 1 der Faseroptiken gegenüberliegt, poliert oder auf eine andere
Weise behandelt ist, us eine spiegelnde Oberfläche su erzielen.
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In diesor Ausführungsform kann das freie Ende 12. 1 des Kathaters
in eine Arterie oder ein anderes Gefäß eingeführt werden (Fig. 4). Dabei wirkt auf
die andere Seite 48. 2 der Membran 48 der Druck don Blutes 58 oder einer anderen,
in dem Gelas befindlichen Flüssigkeit ein. Der auf die Membran einwirkende Druck
kann Fluktuationen niedriger Frequenz und hoher Amplituden enthalten, wi aie boiapielaweiae
durch die Pumptätigkeit des Herzens hervorgerufen wird; ein solcher niederfrequenter
Druck ist in Fig. 4 durch den Pfeil 60 angedeutet. Ebenso sind jedoch auch die auf
die Membran 48 eiuwirkends DrUcke möglich, die verhältnismäßig h8hore Yr guouson
und niedrigere Amplitude enthalten, wie sie beispielsweise durch Garousche aufgrund
von mechanischen Funktionen von im Kreislaut liegenden Organon o. dgl. hervorgerufen
sain können,
die unmittelbar in der Niche der Membran innerhalb
des vaskulären Systems liegen ; dieee höherfrequenten Drücke sind in Fig. 4 durch
dan Pfeil 62 angedeutet. Es aei an dieser 8telle angemerkt, datif obwohl die mit
den Pfeilen 60 und 62 bezeichnoten Drücke dhnllch sind, der Ausdruck "Blutdruck"
solche Drücke im sambulAren System bezeichnen roll, wie sie durch die Pumptätigkeit
des Herzens hervorgeruten werden und die cine Frequenz von weniger als etwa 60 Es.
haben. Demgemäß sind mit dem Ausdruck "Geräuschdrücke" solche Drücke bezeichnet,
die eine relativ höhere Frequenz oberhalb etwa 60 Hs haben. Sobald die Geräusch-und
Blutdrflake 60 und 62 auf die Membran 48 einwirken, wird sich diese aus der mit
ausgesogenen ien gezeichneten Stellung in eine aolohe Stellung ausbiegen, die beispielsweise
durch die gestrichelten Linier 64 angedeutet ist. Da das Innere des Schutzschlauches
28 des Katheters vorzugsweise über die Bohrung 28. 1 mit der Außenluft in Verbindung
ateht, wird der aut die ßoit 48. 1 der Membran 48 einwirkende Druck gleich dem Atmoaphärendruck
sein.
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Dengemäß kann die Membran schnell und exakt auf die auf f ihre bette
48. 2 einwirkenden Geräuaoh-und Blutdrücke ansprechen, wobei die Größe der Durchbiegung
der Membran der Druckdifferens zwischen Geräusch- und Blutdruck einerseits aowie
Atmozphärendruok andererseits proportional ist, und wobei die Biegefrequenz der
Membran der Fluktuation der genannten Drücke entspricht. Aus den Fig. 2 und 4
geht
hervor, daß dan Ende 24. 1 des Faserbündels 24 innerhalb des Katheters befestigt
und mit einem Abstand 1 von der Membran 48 entfernt angeordnet ist. Demgemäß wird
sich die Membran 48 in Abhängigkeit der Fluktuationen dea Geräusch- und Blutdruckes,
die auf ihre Seite 48. 2 einwirken, verbiegen und sich nach innen auf das Ende 24.
1 des Faserbündels su sowie nach aubes von diesem Ende weg bewegen. In Fig. 4 ist
geseigt, wie ein durch die Strahlon a angedeuteter Lichtkegel aus der Faser n austritt
und auf die Membran 48 filets Die Faner n ist reprisentativ fUr die Faseroptik 22
in der getreanten Gruppe 24. 2 des FascrbUndeXc 24. Befindet sich die Membran 48
in der durch die ausgezogenen Linien in Fig. 4 geseichneten Stellung, werden diese
Lichtstrahlen von der Membran in Richtung auf eine erste Stellung as der Fasern
p geworfen, wie es durch die reflektierten Lichtstrahlen s angedeutet ist. Die Faner
p ist wiederum repräsentativ fUr die Faseroptik 22 in der Gruppe 24. 3 des Faserbündels
24. Sobald die Membran 48 in Abhängigkeit von don Geräusch-und Blutdrücken in sine
Stellmmg ausgelenkt ist, wie sie beispielsweise durch die gestrichelten Linien 64
angedeutet ist, werden die von der Fasser n emittierten Strahlen m wieder in die
Faser n zurückgeworfen, wie es durch die Lichtstrahlen t in Fig. 4 angedeutet ist.
Die beschriebenen Lichtstrahlen können von der Membran diffus oder über
vorzugsweise
spiegelud reflektiert sein. Nach dem Vorstehenden ist se verständlich, daB das von
den Enden der die erste Stellung bildenden Fasern aufgenommene Licht der Durchbiegung
der Membran 48 proportional ist, so dß auch das su der zweiten, durch die fotoeloktrtschen
Mittel 20 am anderen Ende der Fasern gebildeten 8telle geleitete licht der Durchbiegung
der Membran proportional tat. Die fotoelektriechon Mittel 20 sprechen auf dan su
ihnen goleitete, reflektierte Licht an und geben ein elektrisches Signal ab welches
ezakt enteprechend den Bewegungen der Membran 48 moduliert ist, und welches daher
exact de genamnten Geräusch- und Blutdrücken 60 und 62 entspricht.
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Si der erfindungsgemäßen Vorrichtung zum Messen von Blutdruck, wie
sie schematisch in Fig. 5 dargestellt ist, anthllt die Lichtquelle 18 eine elektrische
Glühlempe und dieser zugeordnete Kondensorlinsen 66 sowie Objektivlinsen 68, um
einen wesentlichen Teil 18. 1 der Liohtabgabe auf die Fasern der einen Gruppe 24.
2 der Faseroptiken im Bereich 12. 2 des theters su riohten. Vorsug wird die Lichtquelle
über eine geregelte Gleichstromquelle 70 gespeist, so daß die Lichtintensität der
Lichtquelle und damit die Intensität des in den Katheterteil 12.2 gerichteten Teils
18.1 des Lichtes im wesentlichen konstant ist.
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Die der Lichtquelle 18 zugeordnete Stremversorgung und die
linsen
sind übliche Ausführungen und werden weiterhin nicht beschrieben.
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In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist ein Strahlteiler,
wie beispielsweise ein halbdurchlässiger Spiegel 72, zusammen mit Objektivlinsen
74 und mit den vorher beschriebenen Kondensorlinsen 66 vorgesehen, so daß ein zweiter
Tell des Lichtes 18. 2 der Lichtquelle auf weitere fotoelektrische Mittel 76 gerichtet
ist. Die Arbeitsweise dieses Strahlenteilers und der fotoelektrischen Mittel 76
ist bekannt, so daß es genügt su sagen, daß die fotoelektrischen Mittel 76 ein elektrisches
Vergleichssignal 78 abgeben, da in Abhängigkeit von der Intensität der Lichtquelle
18 moduliert ist.
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Wie schon voretehend beschrieben, sind die fotoelektrischen Mittel
20 so angeordnet,daßsiedasentsprechend den Geräusch- und BlutdrUcken innerhalb des
vaskulren Systems modulierte und durch don Zweig 12. 3 des Kathoters hindurchkommende
Licht aufnehmen. Auch diese fotoelektrisohen Mittel arbeiten auf die übliche Weise
und geben ein elektrisches Signal 80 ab, das den genannten Geräusch-und Blutdrücken
entspricht.
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Das Vergleiohssignal 78 und das vom Druck modulierte Signal 80 werden
in einem üblichen Vergleichskreis 82 miteinander verglichen. Der Vergleichskreis
82 liefert ein
resultierendes Signal 84, dam exakt don Geräusch-
und Blutdrücken entspricht, und das unabhängig von nicht gans su vermeidenden Intensitätsschwankungen
der Lichtquelle 18 ist.
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Das resultierende Signal 84 wird in einem Verstärker 86 verstärkt
und durchläuft einen Diskriminator, der die niederfrequenten Komponenten des resultierenden
Signals von den hochfrequenten Komponenten trennt. Wie beispielsweise sohematisch
in Big. 5 angedeutet, llbt yin übliches Tiefpaß-Filter 88 diejenige Komponente des
verstärkten Signale 84 durch, die eine Frequenz von weniger als etwa 60 Hz hat.
Daa am Ausgang des Tiefpaß-Filters 88 stehende Signal 90 ist in Abhängigkeit der
Blutdrücke im vaskulären System moduliert. Parallel zu dem Tiepfaß-Filter ist ein
Hochpaß-Filter 92 angeordnet, das die höherfréquente Komponente des verstärkten
Signals 84 passieren lUt und ein Signal 94 abgibt, das in Abhngigkeit von don Geräuschdrücken
innerhalb des vaskulären Systems moduliert ist. In dem Zweig zwischen verstärker
86 und Hochpaß-Filter 92 ist vorzugsweise ein zusätzlicher Verstärker 8@a angeordnet,
der das Signal 84 weiter anhebt.
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Wie in Fig. 5 angedeutet, können registrierende oder Anzeigegeräte
96 und 98 jeder beliebigen Art vorgesehen sein, die die getro=aten Signale 90 und
94 aufnehmen.
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Selbstverständlich kann Jades übliche Bend-, Plattenaufnahmegerät
o. dgl. bzw. jades übliche direktanzeigende Gerät, wie beispielsweise Elektronenstrahloszillograph
oder Lautepreaher zur Aufnahme der Signale 90 und 94 vorgesehen sein. Am Gehäuse
10 in Fig. 1 sind übliche Ausgänge 96.1 und 98. 1 angedeutet, und on sei betont,
daB jades beliebige Aufnahme- und Anzeigegerät zur Aufnahme der getr*nnten Signale
90 und 94 verwendet werden kann.