DE4139171A1 - Tonometrisches system zum bestimmen des blutdrucks - Google Patents
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Description
Die Erfindung betrifft ein Druckmeßsystem, insbesondere
ein System zum invasiven Bestimmen des Blutdrucks eines
Patienten durch Erfassen der Oberflächenspannung von
Gewebe über einer Arterie.
Systeme zum Bestimmen des innerarteriellen Blutdrucks
eines Patienten bilden zwei Hauptgruppen, nämlich ei
nerseits solche, bei denen in die Arterienwand einge
drungen wird, um den Blutdruck direkt zu erfassen, und
solche, bei denen nicht invasive Techniken angewendet
werden. Für lange Zeit konnte man die genauesten Blut
druckmessungen nur mit invasiven Methoden ermöglichen.
Ein solches Verfahren arbeitet mit einem flüssigkeits
gefüllten Katheter, der in die Arterie des Patienten
eingeführt wird.
Invasive Verfahren ermöglichen zwar genaue Blutdruck
messungen, jedoch werden diese Vorteile durch das In
fektionsrisiko und mögliche Komplikationen in vielen
Fällen aufgehoben. Wegen des Komplikationsrisikos der
invasiven Verfahren wird weitläufig ein nichtinvasives
Verfahren angewendet, das als das Korotkoff-Verfahren
bekannt ist. Es ist auch als ein auskultatorisches Ver
fahren bekannt, da es das charakteristische Geräusch
des durch die Arterie fließenden Blutes ausnutzt, um
die Punkte hohen und niedrigen Blutdrucks festzustel
len. Obwohl das Korotkoff-Verfahren nichtinvasive ist,
ermöglicht es nur die Messung des höchsten Wertes (sy
stolischer Wert) und des niedrigsten Wertes (diastoli
scher Wert) in dem kontinuierlichen Druckverlauf. Der
systolische und der diastolische Wert reichen zwar oft
für eine genaue Diagnose aus, es gibt jedoch viele An
wendungen, bei denen die genaue Kurve des Blutdrucks
erwünscht ist. In diesen Fällen ist das Korotkoff-Ver
fahren nicht in der Lage, zufriedenstellende Informa
tionen zu liefern. Zusätzlich zu dieser Einschränkung
erfordert das Korotkoff-Verfahren das vorübergehende
Verschließen der Arterie, deren Blutdruck überwacht
wird. Ein Verschließen der Arterie ist zwar in vielen
Fällen nicht verboten, es gibt jedoch Fälle, in denen
der Blutdruck des Patienten kontinuierlich zu überwa
chen ist (beispielsweise bei einer Operation) und daher
ist dann die Unterbrechung des Blutstroms, wenn auch
nur zeitweise, unerwünscht oder nicht annehmbar. Andere
Probleme des Korotkoff-Verfahrens bestehen darin, daß
die Größe der Meßmanschette dem Patienten angepaßt sein
muß und daß die Meßgenauigkeit insgesamt durch das At
men und akustische Nebengeräusche beeinträchtigt wird.
Wegen der vorstehend genannten Risiken der invasiven
Blutdruckmessung und der Nachteile des Korotkoff-Ver
fahrens wurden umfangreiche Forschungen auf dem Gebiet
der kontinuierlichen, nichtinvasiven Blutdruckmessung
und -aufzeichnung durchgeführt. Viele nichtinvasive
Techniken arbeiten nach tonometrischen Prinzipien, die
darauf beruhen, daß durch den Blutstrom in der Arterie
Kräfte über die Arterienwand und durch das sie umgeben
de arterielle Gewebe übertragen werden, die ausgewertet
werden können. Da das tonometrische Verfahren zur Be
stimmung des Blutdrucks ein nichtinvasives Verfahren
ist, entfallen bei ihm die Risiken der invasiven Tech
nik. Da es außerdem nicht die Einschränkungen des aus
kultatorischen Verfahrens hat, kann der gesamte Blut
druckverlauf reproduziert werden, im Gegensatz zu den
beim Korotkoff-Verfahren möglichen Messungen des systo
lischen und diastolischen Drucks.
Bei einigen bekannten arteriellen Tonometern wird eine
Reihe einzelner Wandlerelemente wie beispielsweise Deh
nungsmeßstreifen o. ä. in direkten Kontakt mit dem Gewe
be gebracht, das über einer Arterie liegt, deren Blut
druck zu messen ist. Während der Blutdruck innerhalb
der Arterie zunimmt und abnimmt, dehnt sich und
schrumpft die Gefäßwand, wodurch Kräfte auf das darü
berliegende Gewebe und auf die Wandlerelemente übertra
gen werden. Obwohl die einzelnen Elemente so bemessen
sind, daß mehrere zum Abdecken des gesamten Durchmes
sers des darunterliegenden Gefäßes nötig sind, verhin
dert ihr diskreter Aufbau ein Rekonstruieren des tat
sächlichen kontinuierlichen Verlaufs der Gewebespannun
gen, die im Bereich der gesamten Reihe von Wandlerele
menten auftreten.
Es hat sich auch herausgestellt, daß viele bekannte to
nometrische Sensoren umständlich und schwierig zu hand
haben sind und ihr Tragen für längere Zeit unbequem
ist.
Somit besteht der Bedarf für ein nichtinvasives Tonome
triesystem zur Bestimmung des Blutdrucks in einem ar
teriellen Gefäß durch Messen der Gewebespannungen über
dem Gefäß.
Ferner besteht ein Bedarf für ein System, mit dem ein
kontinuierlicher Spannungsverlauf über den Durchmesser
einer interessierenden Arterie genau rekonstruiert wer
den kann.
Außerdem sollte ein System verfügbar sein, das eine au
tomatische Kompensation von Fehlern ermöglicht, die in
das Gewebespannungssignal eingeführt werden und auf
Temperaturunterschiede, Alterung oder andere Faktoren
zurückzuführen sind, die den Spannungssensor für das
Gewebe beeinflussen.
Schließlich sollte ein miniaturisierter Sensor verfüg
bar sein, der leicht zu handhaben ist und bequem auch
längere Zeit getragen werden kann.
Die Erfindung realisiert einen Gewebekontakt-Spannungs
sensor zum Einsatz in einem System zum nichtinvasiven
Bestimmen des innerarteriellen Blutdrucks eines Patien
ten. Der Sensor hat eine kontinuierliche Membran, die
an das Gewebe des Patienten anzulegen ist, welches eine
darunterliegende Arterie abdeckt. Die Membran kann
durch die Spannungen im Gewebe deformiert werden, wel
che durch den arteriellen Blutdruck in der darunterlie
genden Arterie erzeugt werden. Eine Halbleiteranordnung
ist nahe der Membran mit einem Abstand angeordnet. Sie
bestrahlt die Membran mit elektromagnetischer Strahlung
und empfängt einen Teil dieser Strahlung, der an der
Membran reflektiert wird. Die Menge elektromagnetischer
Strahlung, die von der Halbleiteranordnung empfangen
wird, ist eine Funktion der in dem Gewebe über der Ar
terie erzeugten Spannung. Unter kontrollierten Bedin
gungen kann der innerarterielle Blutdruck durch Messen
der Spannung des Gewebes bestimmt werden, das über der
Arterie liegt. Da die Halbleiteranordnung die Bestrah
lung und auch die Strahlungsaufnahme ermöglicht, kann
der Gewebekontakt-Spannungssensor miniaturisiert sein,
und die Halbleiteranordnung kann sehr nahe der kontinu
ierlichen Membran angeordnet sein. In einem vorzugswei
sen Ausführungsbeispiel besteht die Membran aus Silizi
um und enthält eine Silizium-Grundplatte, in der eine
längliche Vertiefung vorgesehen ist. Das Querschnitts
profil der Vertiefung ähnelt allgemein einer tetragona
len Pyramide. Der Boden der Vertiefung ist eben und
vorzugsweise mit einem Material beschichtet, das die
elektromagnetische Strahlung reflektiert.
Vorzugsweise enthält die Sensoranordnung ein Abstands
element zwischen der Membran und der Halbleiteranord
nung, um eine feste Ausrichtung und Positionierung der
Halbleiteranordnung relativ zur Membran zu gewährlei
sten. Vorzugsweise hat das Abstandselement einen Wärme
ausdehnungskoeffizienten, der weitgehend mit dem der
kontinuierlichen Membran übereinstimmt. Diese Anordnung
gewährleistet, daß Wärmespannungen der beiden Elemente
minimal gehalten werden.
Bei einem vorzugsweisen Ausführungsbeispiel besteht die
Halbleiteranordnung aus mehreren Emittern zum Bestrah
len der Membran mit elektromagnetischer Strahlung und
mehreren Detektoren mit jeweils einem Ausgang. Jeder
Detektor empfängt einen Teil der elektromagnetischen
Strahlung nach Reflexion an der Membran und setzt die
empfangene Strahlung in ein elektronisches Ausgangssi
gnal um. Die kontinuierliche Membran ist vorzugsweise
weitgehend eben und hat eine rechteckförmige Begren
zung, also zwei lange Seitenkanten und zwei kurze Sei
tenkanten. Die Emitter sind vorzugsweise in einer Reihe
angeordnet, die parallel und mit Abstand zu einer der
langen Seitenkanten der Membran liegt, und die Detekto
ren sind vorzugsweise in einer Reihe angeordnet, die
einen Abstand zu der Emitterreihe hat und parallel und
mit Abstand zu einer der langen Kanten der Membran
liegt. Die Emitter haben zu ihren jeweiligen Nachbarn
gleiche Abstände, gleiches gilt auch für die Detekto
ren. Die Emitterreihe liegt der Detektorreihe gegen
über so, daß zwei einander benachbarte Detektoren über
einstimmende Abstände von mindestens einem gemeinsamen
Emitter haben.
Jeder Emitter strahlt elektromagnetische Strahlung vor
zugsweise in Form eines Strahlenfeldes, das bei Projek
tion auf die Membran das Strahlenfeld des nächsten
Nachbarn überlappt. Vorzugsweise wird elektromagneti
sche Strahlung in Form sichtbaren, infraroten oder ul
travioletten Lichtes verwendet.
Ein Teil der Halbleiteranordnung (Referenzteil) dient
zum Bestrahlen einer Referenzfläche, an der die Strah
lung gleichfalls reflektiert wird. Die Referenzfläche
ist unbeweglich (d. h. nicht ansprechend) gegenüber den
Gewebespannungen, die auf die Membran einwirken. Die
Referenzfläche hat zur Membran einen Abstand.
Ein Strom-Spannungswandler ist jeweils dem Ausgang ei
nes jeden Detektors zugeordnet, der das Stromsignal des
jeweiligen Detektors in ein Spannungssignal umsetzt.
Ein Multiplexer ist mit den Ausgängen dieser Wandler
verbunden und führt die Ausgangssignale einer zentralen
Verarbeitungseinheit zu, in der die in dem Ausgangssi
gnal der Wandler enthaltenen Daten aufbereitet und ver
arbeitet werden.
Die Erfindung sieht auch einen Gewebekontakt-Spannungs
sensor vor, der ein Signal erzeugt, das den innerarte
riellen Blutdruck eines Arteriengefäßes angibt, sowie
ein Korrektursignal zum Kompensieren von Fehlern in dem
Gewebespannungssignal, die auf Temperaturdrift und Al
terung des Sensors zurückzuführen sind. Das System ent
hält eine kontinuierliche Membran, die an das Gewebe
anzulegen ist, welches die darunterliegende Arterie ab
deckt. Die Membran wird durch die Spannungen in dem Ge
webe über der Arterie deformiert.
Eine Halbleiteranordnung hat zu der kontinuierlichen
Membran einen nur geringen Abstand, so daß die Membran
direkt mit elektromagnetischer Strahlung bestrahlt wird
und einen Teil der Strahlung auf die Halbleiteranord
nung reflektiert. Die Halbleiteranordnung setzt die
empfangene Strahlung in ein Gewebekontakt-Spannungssi
gnal (erstes Signal) um, das die Blutdruckdaten angibt,
wobei die Menge der elektromagnetischen Strahlung, die
von der Halbleiteranordnung empfangen wird, eine Funk
tion des innerarteriellen Blutdrucks ist. Ein Abstand
halter ist mit der Membran und der Halbleiteranordnung
gekoppelt, wodurch der Abstand zwischen beiden festge
legt ist. Ein Referenzteil der Halbleiteranordnung hat
einen geringen Abstand zu einem Halbleiterplättchen zum
direkten Bestrahlen eines nicht ansprechenden, refle
xionsfähigen Teils an dessen Unterseite mit elektroma
gnetischer Strahlung. Die Halbleiteranordnung empfängt
einen Teil dieser Strahlung nach Reflexion. Der Refe
renzteil der Halbleiteranordnung setzt die empfangene
Strahlung in ein zweites Signal um, das Referenzdaten
darstellt, die mindestens einen Referenzfaktor angeben,
so daß jegliche Änderung der mit dem Referenzteil der
Halbleiteranordnung empfangenen Strahlung auch eine Än
derung mindestens eines Referenzfaktors bedeutet. Das
zweite Signal wird mit dem ersten Signal so kombiniert,
daß die Abhängigkeit der Gewebekontakt-Spannungsdaten
von den Referenzfaktoren minimal ist. Die Referenzfak
toren sind vorzugsweise die Temperatur des Sensors und
Effekte durch Sensoralterung. Die Halbleiteranordnung
und ihr Referenzteil sind vorzugsweise gleichzeitig aus
übereinstimmenden Materialien gefertigt und befinden
sich in weitgehend übereinstimmender Umgebung. Dies ge
währleistet, daß Alterung, Temperatur und andere Umge
bungsfaktoren bei beiden Elementen gleichartige Wirkun
gen hervorrufen.
Die Erfindung sieht auch ein Verfahren zur Fehlerkor
rektur im Ausgangssignal eines Gewebekontakt-Spannungs
sensors vor. Solche Fehler werden durch die Effekte der
Alterung sowie durch Umweltfaktoren verursacht. Der Ge
webekontakt-Spannungssensor hat ein Element zum Umset
zen des Blutdrucks eines Patienten in ein Gewebespan
nungssignal. Dieses Verfahren sieht auch vor, daß der
Gewebekontakt-Spannungssensor und ein Referenzsensor
praktisch gleichzeitig aus im wesentlichen identischen
Materialien gefertigt sind. Der Gewebekontakt-Span
nungssensor spricht auf die Gewebespannungen im Bereich
eines Oberflächengefäßes an, und der Referenzsensor
bietet eine feste strukturelle Referenz, die sich mit
den Gewebespannungen nicht ändert, welche von dem Gewe
bekontakt-Spannungssensor gemessen werden. Dieser Sen
sor und ein Referenzsensor befinden sich in derselben
Umgebung, so daß sie gleichartig durch Alterung, Tempe
ratur und andere Umgebungsfaktoren beeinflußt werden.
Die durch den Gewebekontakt-Spannungssensor und einen
Referenzsensor erzeugten Signale werden so kombiniert,
daß die durch die Alterung, Temperatur und andere Um
weltfaktoren hervorgerufenen Effekte minimal sind.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnung
näher erläutert. Darin zeigen:
Fig. 1 eine Draufsicht auf ein am Handgelenk
eines Patienten befindliches System
als Ausführungsbeispiel,
Fig. 2 den Schnitt 2-2 aus Fig. 1,
Fig. 3 eine vergrößerte Darstellung des Ab
schnitts 3 aus Fig. 2,
Fig. 4 den Schnitt 4-4 aus Fig. 3,
Fig. 5 den Schnitt 5-5 aus Fig. 4,
Fig. 6 eine teilweise Explosionsdarstellung
des Gewebekontakt-Spannungssensors
nach der Erfindung,
Fig. 7a und 7b schematische Darstellungen der Emit
ter und der Detektoren der Halblei
teranordnung,
Fig. 8 eine Blockschaltung des Gewebekon
takt-Spannungssensors nach der Erfin
dung und
Fig. 9 ein Schaltbild des Blockdiagramms
nach Fig. 8.
Fig. 1 zeigt ein arterielles Tonometer 10 am Handgelenk
12 eines Patienten zur Bestimmung seines Blutdrucks.
Das Tonometer 10 mißt den innerarteriellen Blutdruck
des Patienten nichtinvasiv durch Auswerten der zeitlich
veränderlichen Oberflächen-Gewebespannungen in Berei
chen unmittelbar über der interessierenden Arterie.
Allgemein muß die zu messende Arterie an der Oberfläche
über relativ starren Strukturen liegen. Die am meisten
benutzten Arterien sind die radialen Arterien im Handge
lenk, die Temporalis-Arterie an der Stirn und die Dor
salispedis-Arterie im Fuß. In der folgenden Beschrei
bung wird hauptsächlich die radiale Arterie im Handge
lenk genannt. Das System nach der Erfindung kann in
gleicher Weise jedoch auf jede andere Oberflächenarte
rie angewendet werden, die über einer relativ starren
Struktur liegt.
In Fig. 2 ist ein arterielles Tonometer 10 dargestellt,
das einen Klemmkörper 14, eine Zahnstange 16, einen
Druckarm 18 und einen Sensor 20 hat. Die Zahnstange 16
wird durch einen Motor 13 über ein Ritzel 11 angetrie
ben. Der Klemmkörper 14 kann verschiedene Konfiguratio
nen haben und ist hier in einer allgemeinen Form darge
stellt. Der Motor 13 dreht das Ritzel 11 und bewegt da
durch die Zahnstange 16. Jede Bewegung der Zahnstange
16 bewegt den Sensor 20 über den Druckarm 18. Wenn der
Motor 13 in der geeigneten Richtung gedreht wird, wird
der Sensor 20 gegen das Gewebe 24 gedrückt, welches
über der radialen Arterie 26 liegt. Die durch den Sen
sor 20 verursachte Verlagerung wird so eingestellt, daß
die Arterie 26 flachgedrückt, jedoch nicht verschlossen
wird.
Ein wichtiges Element ist der Sensor 20 mit der ihn um
gebenden Konstruktion. Da der Sensor 20 zum Zusammen
drücken oder Abflachen der radialen Arterie 26 während
der Blutdruckmessung sowie zum Messen der Kontaktspan
nung in dem Gewebe 24 dient, sind seine Geometrie sowie
die ihn umgebende Konstruktion für die richtige Durch
führung der Spannungen von der radialen Arterie 26 zur
Gewebeoberfläche 28 von entscheidender Bedeutung. Im
folgenden wird der Sensor 20 mit der ihn umgebenden
Struktur eingehend erläutert.
Wie Fig. 3 zeigt, hat der Sensor 20 ein Plättchen 30,
das einen unempfindlichen Teil 32 und einen empfindli
chen Teil (Membran) 34 hat. Der unempfindliche Teil 32
dient hauptsächlich dazu, den empfindlichen Teil 34 zu
halten und ihn gegen das Gewebe über der radialen Arte
rie 26 zu drücken. Wenn normalerweise der Sensor 20
nicht an das Gewebe 24 angelegt ist, hat die radiale
Arterie 26 einen weitgehend runden Querschnitt 26′. Wenn
das Plättchen 30 des Sensors 20 gegen das Gewebe 24 ge
drückt wird, beginnt sich die radiale Arterie 26 an ih
rer Oberseite 36 abzuflachen, wodurch der empfindliche
Teil 24 des Plättchens 30 leicht nach innen gedrückt
wird, wie es bei 38 gezeigt ist. Wenn der Blutdruck
innerhalb der radialen Arterie 26 geändert wird (d. h.
pulsiert), so wird in dem Gewebe 24 eine Spannung er
zeugt, die das Gleichgewicht zwischen dem empfindlichen
Teil 34 des Plättchens 30 und der Oberseite 28 des über
der Arterie liegenden Gewebes 24 stört. Diese Störung
des Gleichgewichts bewirkt eine Bewegung zwischen der
Membran 34 und dem Gewebe 24. Diese Bewegung dauert bis
zum Ausbilden eines nauen Gleichgewichts. Das Vermögen
der Membran 34, sich zu bewegen und für einen vorgege
benen Blutdruck in der radialen Arterie 26 eine ganz
bestimmte Position einzunehmen, ist der fundamentale
Mechanismus, durch den der Sensor 20 den innerarteriel
len Druck umsetzen kann. Einzelheiten des Sensors 20
werden im folgenden erläutert.
In Fig. 4 ist zu erkennen, daß der Sensor 20 einen Sen
sorkopf 40 und einen Sensorkörper 42 hat. Der
Sensorkopf 40 enthält den Wandlerteil des Sensors 20, und der
Sensorkörper 42 enthält die elektronische Schaltung und
andere mechanische Halteteile zur richtigen Betriebs
weise des Sensorkopfes 40. Dieser besteht allgemein aus
sechs Elementen: dem Sensorplättchen 30, der Abstands
struktur 44, Infrarot-Leuchtdioden 46, Lichtempfängern
48, einem Emitter/Detektorsubstrat 50 und Leiterbahnen
52, 54.
Ein wichtiges Merkmal des Sensors 20 besteht in dem Ma
terial und dem Aufbau des Plättchens 30. Dieses besteht
aus einem Silizium-Einkristall. Der empfindliche Mem
branteil 34 des Plättchens 30 ist durch chemische Mik
robearbeitung einer Vertiefung 60 in die Fläche des
Plättchens 30 hergestellt. Diese Vertiefung hat die
Form einer tetragonalen Pyramide infolge des Kristall
gitteraufbaus des Plättchens 30. Der Boden 58 der Ver
tiefung bildet den empfindlichen Membranteil 34 des
Plättchens 30. Dieser Teil hat einen dünnen Membranbe
reich genau eingestellter Dicke und Geometrie. Ein
Hauptvorteil der Verwendung des Silizium-Einkristalls
für die Membran 34 besteht in den überlegenen techni
schen Eigenschaften und der Möglichkeit der Mikrobear
beitung, was wiederum zu einer einstückigen Struktur
frei von Eigenspannungen führt. Weitere Vorteile der
Verwendung dieses Materials bestehen in der Möglichkeit
der genauen und wiederholten Nachbildung kleiner geome
trischer Eigenschaften, den linearen Elastizitätseigen
schaften (d. h. fast keine Hysterese) und der Möglich
keit der schnellen Erkennung von Fehlerzuständen (hier
bei fällt die Membran 34 insgesamt aus, wodurch der
Fehler sofort erkennbar ist). Dies steht im Gegensatz
zu anderen Materialien, die bei Fehlern nicht brechen
wie Silizium-Einkristalle, sondern eine unelastische
Deformation erfahren. Wenn bei der Membran eine solche
Deformation auftritt, verliert sie ihre Eichung, ohne
daß der extreme Fehlerzustand erkennbar wird, so daß
man ihn üblicherweise nicht bemerkt.
Die Unterseite 60 der Vertiefung 56 ist vorzugsweise
mit einem reflektierenden Material wie Aluminium oder
Gold metallisiert. Die Dicke dieser Schicht beträgt
vorzugsweise 600 Angström, und ihr Zweck wird im fol
genden kurz erklärt. Der empfindliche Teil 34 des
Plättchens 30 ändert seine Geometrie bei einwirkenden
Spannungen als Funktion der Materialeigenschaften der
Membran. Es ist wichtig, daß eine Schicht aus Aluminium
oder Gold von allgemein 600 Angström Dicke die Eigen
schaften des Membranteils 34 des Plättchens 30 nicht
wesentlich ändert.
Bei der Konstruktion der Sensoren muß die Elastizität
des empfindlichen Teils 34 des Plättchens 30 mit den
Eigenschaften des menschlichen Gewebes kompatibel sein.
Wenn sich die Membranfläche 34 beim Einwirken der Span
nungen des Gewebes 28 zu stark verformt, wird der Ver
lauf der Gewebe-Oberflächenspannung beim Umsetzen mit
dem Sensor verzerrt. Dadurch kann die Genauigkeit der
Messung beeinträchtigt werden. Berechnungen, numerische
Simulation und experimentelle Daten haben gezeigt, daß
die Membran 34 des Plättchens 30 allgemein 50mal stei
fer sein sollte als das über der interessierenden Arte
rie liegende Gewebe. Die Spannungsrate des vorzugswei
sen Ausführungsbeispiels beträgt 6,1·106 mm/mHg, ge
messen an der Mittellinie des empfindlichen Membran
teils 34 des Plättchens 30.
Fig. 4 läßt in Verbindung mit Fig. 6 erkennen, daß die
Breite 62 des Bodens 58 der Vertiefung die maximal er
reichbare räumliche Auflösung und Empfindlichkeit be
einflußt. Es wurde empirisch gefunden, daß die Breite
62 mit allgemein 0,51 mm für Messungen der radialen Ar
terien von Erwachsenen geeignet ist. Schmalere Abmes
sungen sind nötig, wenn Messungen an Arterien vorgenom
men werden, die kleiner als die radialen Arterien von
Erwachsenen sind. Der Umfang des Plättchens 30 spielt
eine wichtige Rolle für genaue Messungen. Beim Einsatz
an der radialen Arterie eines Erwachsenen muß die Länge
64 des Plättchens 30 so bemessen sein, daß eine Wech
selwirkung mit anatomischen Strukturen auf beiden Sei
ten der radialen Arterie 26 minimal ist (d. h. mit dem
Kopf des seitlich liegenden radialen Knochens und der
zentral liegenden medial-radialen Sehne). Gleichzeitig
sollte die Länge 66 der Membran 34 möglichst groß sein,
um die Empfindlichkeit gegen seitliche Verlagerungen zu
verringern und die Messung von Kontaktspannungen in Be
reichen zu ermöglichen, die die radiale Arterie 26 um
geben. Es hat sich gezeigt, daß eine Länge 64 von all
gemein 12,7 bis 17,8 mm bei einer Länge 66 des empfind
lichen Teile 34 von allgemein 8,9 bis 11,4 mm geeignet
ist, diese Forderungen zu erfüllen.
Die Wahl der Breite 68 des Plättchens 30 beeinflußt die
Verteilung der Gewebekräfte. Wenn die Breite 68 zu ge
ring ist, hat das Plättchen 30 die Tendenz, die radiale
Arterie 26 am Umfang des Plättchens 30 zu verbiegen,
was wiederum die Genauigkeit der Spannungsmessungen be
einträchtigt. Für die Arterie eines Erwachsenen eignet
sich eine Breite 68 von allgemein 5 mm.
Ein Abstandselement 44 ermöglicht das Ausrichten und
Positionieren der Membran 34 gegenüber einer Anordnung
von Emittern 46 und einer Anordnung von Detektoren 48.
Die Abstandskonstruktion 44 ist vorzugsweise aus Mate
rialien wie Siliziumnitrid hergestellt, das einen Wär
meausdehnungskoeffizienten ähnlich demjenigen von Sili
zium-Einkristall (vorzugsweises Material für das Plätt
chen 30 und die Membran 34) hat. Wenn ein Material für
die Abstandskonstruktion 44 gewählt ist, das nicht ei
nen ähnlichen Wärmeausdehnungskoeffizienten wie den von
Silizium-Einkristall hat, so verursachen die in die
Membran 34 eingeführten Spannungen eine kleine Verlage
rung, wodurch Offset- und Empfindlichkeitsfehler des
umgesetzten Signals verursacht werden.
Der empfindliche Teil 34 des Plättchens 30 bewirkt eine
kontinuierliche mechanische Verlagerung proportional
den lokalen Oberflächenspannungen des Gewebes. Diese
Verlagerung wird optisch mit einer Anordnung von Infra
rot-Leuchtdioden 46 erfaßt, die parallel zu einer An
ordnung von Fotodetektoren 48 ausgerichtet sind. Vor
zugsweise sind die Fotodetektoren entweder Fototransi
storen oder Fotodioden. Die Dioden 46 empfangen ihren
Betriebsstrom über die Leiterbahnen 54. Sie strahlen
elektromagnetische Energie 70 auf die Unterseite 60 der
Membran 34. Die Energie 70 wird an der Unterseite 60
der Vertiefung 56 reflektiert und fällt dann auf einen
Fotodetektor 48. Dieser wandelt die elektromagnetische
Strahlung 70 in ein elektrisches Fotostromsignal, das
über die Leiterbahnen 52 einem Umsetzer/Multiplexer 72
zugeführt wird. Das Substrat 50 ist der strukturelle
Basisteil, auf dem die Dioden 46 und die Fotodetektoren
48 angeordnet sind. Die Haltestruktur 74 verbindet den
Sensorkopf 40 und alle seine Komponenten mit einem
Schaltungsträger 76. Druckverbinder 78, 80 ermöglichen
eine günstige Übertragung von Kraft von den Multiplex-
und Leistungsstromkreisen 102 auf die Leuchtdioden 46
innerhalb des Sensorkopfes 40 und das Übertragen umge
setzter Signale von der Detektoranordnung 48 auf die
Wandlerschaltungen 100.
Wie Fig. 5 und 6 zeigen enthält der Sensor 20 nach der
Erfindung das Plättchen 30, das Abstandselement 44 und
das Substrat 50 für die Emitter und Detektoren. Das
Plättchen 30 hat den unempfindlichen Teil 32 und den
empfindlichen Teil 34. Der empfindliche Teil 34 erfährt
eine kontinuierliche mechanische Verlagerung, die pro
portional den Spannungswerten des örtlichen Oberflä
chengewebes ist. Diese Verlagerung wird optisch mit ei
ner Anordnung 84 von Fotodetektoren abgetastet, die pa
rallel zu der Anordnung 82 der Leuchtdioden liegt. Die
Anordnung 82 besteht vorzugsweise aus einer Vielzahl
einzelner Infrarot-Leuchtdioden 46, und die Anordnung
84 der Fotodetektoren besteht aus einer Vielzahl ein
zelner Fotodetektoren 48. Die Fotodetektoren 48 sind
vorzugsweise Fototransistoren oder Fotodioden. Das
Strahlenfeld einer jeden Infrarot-Leuchtdiode überlappt
das Strahlenfeld der benachbarten Dioden 46. Typische
Strahlenfelder für zwei benachbarte Fotodioden 46 sind
bei 86 und 88 gezeigt. Diese Überlappung erzeugt räum
lich ausgeglichene Ausgangssignale in jedem opto-elek
tronischen Kanal. Diese Ausgangssignale bilden gemein
sam ein kontinuierliches, räumlich gewichtetes Integral
der Ablenkung des empfindlichen Teils 34 des Plättchens
30.
Der durch den Einsatz der kontinuierlichen Membran er
reichte fundamentale Vorteil besteht darin, daß sie an
jeder beliebigen Stelle über ihre Länge überwachbar ist
und eine räumliche Glättung der örtlichen Spannungswer
te ermöglicht. Zusätzlich ergänzt die beschriebene An
ordnung der Emitter 82 und der Sensoren 84 die Membran
eigenschaften, indem die Membranverformung über eine
begrenzten Bereich optisch integriert wird. Durch die
überlappenden Strahlenfelder 86, 88 benachbarter
Leuchtdioden 46 repräsentiert die von jedem Lichtempfänger 48
durchgeführte Messung ein räumlich überlap
pendes Integral der Auslenkung des empfindlichen Teils
34 des Plättchens 30 in einem Bereich, der ein Diode-
Empfänger-Paar umgibt. Vorzugsweise erzeugt jede
Leuchtdiode 46 einen konstanten Energiefluß mit einem
Lambert-Muster (Cosinus-Verteilung) um eine Achse nor
mal zur Oberfläche einer jeden Leuchtdiode 46. Ein Teil
dieses Energieflusses wird an der metallisierten Unter
seite 60 des empfindlichen Teils 34 des Plättchens 30
reflektiert, wodurch ein oder mehrere Empfänger 48 in
der Anordnung der Fotodetektoren 84 betroffen wird.
Dies erzeugt wiederum einen Fotostrom in jedem Empfän
ger 48, der mit einem Strom-Spannungswandler innerhalb
der Wandler/Multiplexschaltung 72 in eine Spannung um
gesetzt wird.
Wenn die Membran 34 auf Gewebespannungen anspricht,
wird die an dem aktiven Bereich der Membran 34 reflek
tierte Strahlung gestreut. Dies verringert die Strah
lungsmenge, die an sich die benachbarten Empfänger 48
erreichen können, und verursacht eine Verringerung ih
res Ausgangssignals. Diese Streuung der Lichtstrahlen
90 von den Empfängern weg erzeugt nur eine kleine Ab
weichung des Ausgangssignals der betreffenden Empfän
ger (im folgenden als das den Sensoren eigene kleine
Verhältnis von Signalstrom zu Gesamtstrom oder als Ver
hältnis Isc/Itc bezeichnet), und daher ist es wichtig,
die geometrische Beziehung zwischen der Diode 46, dem
Empfänger 48 und dem empfindlichen Teil 34 des Plätt
chens 30 so zu wählen, daß die Änderung der als Funk
tion der Membranverlagerung empfangenen optischen Lei
stung optimiert wird.
Obwohl in dem beschriebenen Ausführungsbeispiel keine
besondere Vorrichtung zwischen der Membran 34 und den
Anordnungen 82 und 84 vorgesehen ist, sollte eine sol
che Vorrichtung wie beispielsweise eine Linse oder eine
Maske das Verhältnis Isc/Itc der Sensoren verbessern.
Beispielsweise könnte ein dünnes, undurchsichtiges Ele
ment (Maske) zwischen der Membran 34 und den Anordnun
gen 82 und 84 in einer Ebene parallelzu derjenigen der
Membran 34 vorgesehen sein. Dieses Element könnte Fen
ster haben, um einen Übergang von Energie von der Emit
teranordnung 82 auf die Membran 34 in einem vorzugswei
sen Bereich sowie die Reflexion in einen vorzugsweisen
Bereich eines oder mehrerer Detektoren 48 zu ermögli
chen. Zum Verständnis, wie die Maske das Verhältnis
Isc/Itc verbessern kann, wird zunächst erläutert, wie
die nicht maskierte Version arbeitet.
Wenn sich die Membran verbiegt, divergieren die Strah
len von den ausgewählten Empfängern 48 weg, wodurch die
Energiemenge verringert wird, die als Funktion der Mem
brankrümmung empfangen wird. Im Gegensatz dazu könnte
die Maske so ausgebildet sein, daß die Membrangeometrie
(in dem Bereich, wo der Strahl auftrifft) mit Einwirken
der Spannung geändert wird. Der resultierende reflek
tierte Strahl wird durch die Maske teilweise abge
schirmt. Dies ergibt eine größere Änderung der pro Än
derungseinheit der Spannung empfangenen Energiemenge.
Das dadurch verbesserte Verhältnis Isc/Itc verbessert
die Signalqualität und verringert die Einwirkung von
Wärmespannungen und zeitlichen Verschlechterungen auf
die Emitter und Detektoren.
Wie vorstehend erläutert, wird auch bei Benutzung einer
Maske das maximal erzielbare Verhältnis Isc/Itc be
grenzt. Dadurch ist es erforderlich, die Variation des
Ausgangssignals, die durch nichtblutdruckspezifische
Faktoren verursacht werden, zu kompensieren, da diese
Faktoren die Genauigkeit des Systems wesentlich beein
trächtigen können. Solche Faktoren können die Tempera
turabhängigkeit der verschiedenen optischen und mecha
nischen Komponenten des Sensorkopfes 40 sowie die durch
Alterung auftretenden Änderungen sein. Wenn diese Vari
ablen nicht kompensiert werden, können unerwünschte
Offset- und Verstärkungsfehler die Genauigkeit des Sen
sorsignals verschlechtern. Um eine solche Kompensation
zu erreichen, wird eines der Diode/Empfänger-Paare zur
Erzeugung eines Referenzsignals benutzt, indem Energie
ausschließlich an dem unempfindlichen Teil 32 des Mem
branplättchens 30 reflektiert wird. Da dieser Bereich
festgelegt ist, kann eine Änderung des Fotostroms des
Empfängers 48 in diesem Paar nur auf Temperatur, Alte
rung und Umwelteinflüsse der Komponenten 82 und 84 zu
rückgeführt werden. Das mit dem Referenzempfänger 48
erzeugte Referenzsignal wird einer geeigneten Korrek
turschaltung (oder einem Korrekturprogramm) zugeführt,
die wiederum die geeignete Einstellung des Offsets und
der Verstärkung in jedem Sensorkanal abhängig von dem
Referenzsignal vornimmt. Ein Beispiel einer Methode zur
Ausnutzung des Referenzsignals wird im folgenden erläu
tert.
Der Tonometer-Spannungskontaktsensor nach der Erfindung
erzeugt eine Vielzahl elektrischer Ströme, die jeweils
eine Funktion der örtlichen Auslenkung der Membran 34
und der örtlichen Umgebungstemperatur über die Länge
des Sensorkopfes 40 sind. Zunächst wird das einfachste
Modell dieses Sensors unter Vernachlässigung des Tem
peratureinflusses betrachtet und eine lineare Beziehung
zwischen dem Ausgangsstrom und der ihn verursachenden
Gewebespannung vorausgesetzt.
Wenn p der angezeigte Druckwert in mmHg ist, so gilt
p = Steigung · x + Offset,
dabei sind Steigung und Offset Eichungskonstanten, und
x eine lineare Druckfunktion.
x eine lineare Druckfunktion.
Für dieses Modell werden die beiden Eichungskonstanten
berechnet, indem die gewünschten Werte von p und die
gemessenen Werte von x für die folgenden beiden Bedin
gungen eingesetzt werden:
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor,
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor.
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor,
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor.
Der Temperatureinfluß auf die Sensorfunktion ist jedoch
beachtlich und kann nicht vernachlässigt werden. Das
einfachste Modell der Druckfunktion und der Temperatur
setzt voraus, daß OFFSET eine lineare Funktion der Tem
peratur ist, und daß STEIGUNG eine Konstante unabhängig
von der Temperatur ist.
Wenn d der angezeigte Druckwert in mmHg ist, so gilt
d = XSTEIGUNG· x + (RSTEIGUNG· r + OFFSET)
dabei sind XSTEIGUNG und RSTEIGUNG sowie OFFSET Ei
chungskonstanten, x eine lineare Funktion des Drucks
und der Temperatur und r eine lineare Funktion der Tem
peratur.
Die Größe r ist von dem zuvor erläuterten Referenzsen
sor abgeleitet, dessen opto-elektronische Struktur
identisch derjenigen ist, die die Größe x erzeugt, mit
dem Unterschied, daß keine Druckmodulation vorliegt.
Diese Struktur ist in derselben Umgebung angeordnet und
hat daher dieselbe Temperatur wie die x opto-elektroni
schen Elemente.
Für dieses Modell werden die drei Eichungskonstanten
berechnet, indem die gewünschten Werte von d und die
gemessenen Werte von x und r für die folgenden drei be
kannten Bedingungen eingesetzt werden:
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei
Temperatur 1,
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 1,
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 2.
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 1,
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 2.
Die Auswirkung der Temperatur auf den Koeffizienten
STEIGUNG ist aber auch beachtlich und kann nicht ver
nachlässigt werden. Ein Modell, das auch diesen Effekt
berücksichtigt, wobei Linearität vorausgesetzt wird,
genügt der folgenden Beziehung:
d = (RXSTEIGUNG · r + XOFFSET) · x + (RSTEIGUNG
· r + OFFSET),
dabei ist d der angezeigte Druckwert in mmHg, RXSTEI-
GUNG, XOFFSET, RSTEIGUNG und OFFSET sind Eichungskon
stanten, x wird als lineare Funktion des Drucks und der
Temperatur angenommen, und r wird als lineare Funktion
der Temperatur angenommen.
Für dieses Modell werden die vier Eichungskonstanten
durch Einsetzen der gewünschten Werte von d und der ge
messenen Werte von x und r für die folgenden vier be
kannten Bedingungen berechnet:
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei
Temperatur 1,
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 1,
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 2,
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 2.
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 1,
0 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 2,
120 mmHg Druckeinwirkung auf den Sensor bei Temperatur 2.
Ein Verfahren zum automatischen Durchführen dieser vier
Eichungen mit einem Programm, wobei keine Wechselwir
kung zwischen den Bedingungen eintritt, d. h. die Ei
chung einer Bedingung erfordert keine Neueichung einer
zuvor geeichten Bedingung, ist das Folgende:
0 mmHg, Temperatur 1:
(1) d = (RXSTEIGUNG · r + XOFFSET) · x + (RSTEIGUNG ·
r + OFFSET)
da bei p1 und t1 die Anzeige 0 mmHg zu erwarten ist,
(2) 0 = (RXSTEIGUNG · r(t1) + XOFFSET) · x(p1, t1) +
(RSTEIGUNG · r(t1) + OFFSET)
Auflösen von (2):
(3) OFFSET = (RXSTELLUNG · r(t1) + XOFFSET) ·
x(p1, t1) - RSTEIGUNG · r(t1)
Die Eingangswerte ergeben sich als:
R11 = r(t1)
X11 = x(p1, t1)
X11 = x(p1, t1)
wobei p1 = 0 mmHg Druckeinwirkung und
t1 = Tempeatur 1.
t1 = Tempeatur 1.
120 mmHg, Temperatur 1:
Einsetzen von p2 und t1 in (1):
(4) 120 = (RXSTEIGUNG · r(t1) + XOFFSET) · x(p2, t1) +
(RSTEIGUNG · r(t1) + OFFSET)
Subtraktion (4) - (2)
(5) 120 (RXSTEIGUNG · r(t1) + XOFFSET) · (x(p2, t1) -
x(p1, t1)
(6) 120 = (RXSTEIGUNG · r(t1) + XOFFSET) · (x(p2, t1) - X11)
(6) 120 = (RXSTEIGUNG · r(t1) + XOFFSET) · (x(p2, t1) - X11)
Auflösen von (6):
(7) XOFFSET = 120 + (x(p2, t1) - X11) - RXSTEIGUNG +
r(t1)
Neueinstellen von OFFSET aus (3):
(8) OFFSET = (RXSTEIGUNG · R11 + XOFFSET) · X11 -
RSTEIGUNG · R11
Die Eingangswerte ergeben sich als
R21 = r(t1)
X21 = x(p2, t1)
X21 = x(p2, t1)
wobei p2 = 120 mmHg Druckeinwirkung und
t1 = Temperatur 1.
t1 = Temperatur 1.
0 mmHg, Temperatur 2
Einsetzen von p1 und t2 in (1).
(9) 0 = (RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET) · x(p1, t2) +
(RSTEIGUNG · r(t2) + OFFSET)
Subtraktion (9) - (2):
(10) 0 = RXSTEIGUNG · (r(t2) · x(p1, t2) - r(t1) ·
x(p1, t1) + XOFFSET · (x(p1, t2) - x(p1, t1)) +
RSTEIGUNG · (r(t2) - r(t1))
Auflösen von (10):
(11) RSTEIGUNG = -(RXSTEIGUNG · (r(t2) · x(p1, t2) -
R11 · X11) + XOFFSET · (x(p1, t2) -
x11)) + (r(t2) - R11)
Neueinstellung von OFFSET aus (3):
(12) OFFSET = -(RXSTEIGUNG · R11 + XOFFSET) ·
X11 - RSTEIGUNG · R11
Die Eingangswerte ergeben sich als:
R12 = r(t2)
X12 = x(p1, t2)
X12 = x(p1, t2)
wobei p1 = 0 mmHg Druckeinwirkung und
t2 = Temperatur 2.
t2 = Temperatur 2.
120 mmHg, Temperatur 2:
Einsetzen von p2 und t2 in (1):
(13) 120 = (RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET) ·
x(p2, t2) + (RSTEIGUNG · r(t2) + OFFSET).
Subtraktion (13) - (9):
(14) 120 = (RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET) ·
(x(p2, t2) - x(p1, t2)
= (RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET) · (x(p2, t2) - X12)
(15) RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET = 120 + (X(p2, t2) - X12)
= (RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET) · (x(p2, t2) - X12)
(15) RXSTEIGUNG · r(t2) + XOFFSET = 120 + (X(p2, t2) - X12)
Aus (7) und (8):
(16) XOFFSET = (120 + (x21 - x11)) - RXSTEIGUNG · R21
Einsetzen (16) in (15)
RXSTEIGUNG · (r(t2) - R21) = (120 + (x(p2, t2) -
X12) - (120 + (x21 - x11))
(17) RXSTEIGUNG = (120 + (r(t2) - R21)) · ((1 + x(p2, t2) - x12)) -(1 + (x21 - x11)))
(17) RXSTEIGUNG = (120 + (r(t2) - R21)) · ((1 + x(p2, t2) - x12)) -(1 + (x21 - x11)))
Neueinstellen XOFFSET durch Berechnen aus (16) mit dem
eingesetzten neuen Wert von RXSTEIGUNG.
Neueinstellen RSTEIGUNG aus (11) mit den neuen Werten
von RXSTEIGUNG und XOFFSET.
Neueinstellen von OFFSET aus (12) mit den eingesetzten
neuen Werten von RXSTEIGUNG, XOFFSET und RSTEIGUNG.
Die Funktion der Eichungspunkte ist in der vorstehend
erläuterten Reihenfolge:
Punkt 1 Einstellen Druck-Offset (Nullpunkt)
Punkt 2 Einstellen Druck-Steigung (Verstärkung)
Punkt 3 Einstellen Offset (Nullpunkt) Kompensation
Punkt 4 Einstellen Steigung (Verstärkung) Kompensation
Punkt 2 Einstellen Druck-Steigung (Verstärkung)
Punkt 3 Einstellen Offset (Nullpunkt) Kompensation
Punkt 4 Einstellen Steigung (Verstärkung) Kompensation
Wie aus dem vorstehend erläuterten Verfahren ersicht
lich, tritt keine Wechselwirkung zwischen den Eichungs
punkten auf. Die Punkte können in jeder Reihenfolge ge
eicht werden, nicht alle Punkte müssen geeicht werden.
Wenn ein Betrieb beispielsweise nur bei der Temperatur
1 vorliegt, müssen nur die ersten beiden Punkte geeicht
werden. Wenn nur der Offset korrigiert werden muß, so
reicht die Eichung des ersten Punktes aus. Wenn nur der
Punkt des Vollausschlages bei Temperatur 1 zu korrigie
ren ist, so muß nur der zweite Punkt geeicht werden.
Wie Fig. 7a und 7b zeigen, ist die Diodenanordnung 82
derart, daß jede Diode 46 innerhalb der Anordnung 82
auf einer geraden Linie sitzt, die weitgehend parallel
einer langen Seite 92 des Substrats 50 ist. Ähnlich be
findet sich jeder Empfänger 48 in der Anordnung 84 auf
einer geraden Linie, die weitgehend parallel einer lan
gen Seite 92 des Substrats 50 ist. Die Reihe der Dioden
46 hat von der Reihe der Empfänger 48 einen Abstand,
und jede Diode 46 steht zwei Empfängern 48 so gegen
über, daß sie von den beiden ihr nächsten Empfängern 48
übereinstimmende Abstände hat. Diese Abstands- oder
Versetzungsbeziehung zeigt Fig. 7a, wo der Emitter 46a
gleiche Abstände von den beiden nächsten Detektoren
48a, 48b hat. Obwohl diese Anordnung einige Vorteile
hat, die im folgenden erläutert werden, können andere
Anordnungen der Emitter oder Detektoren gleichfalls zu
friedenstellend arbeiten.
Die Koordination der Aktivierung und der Überwachung
ausgewählter Diode/Empfänger-Paare mit der Versetzung
der Dioden 46 gegenüber den Empfängern 48 ermöglicht
eine höhere effektive räumliche Auflösung als sie durch
Verwendung derselben Anzahl Diode/Empfänger-Paare er
reicht wird, die horizontal in einer 1:1-Konfiguration
über die gesamte Länge des Substrats 50 einander gegen
überliegen. Durch die beschriebene diagonale Versetzung
der Diode/Empfänger-Paare wird die effektive räumliche
Auflösung des Sensors 20 verdoppelt im Vergleich zu der
einander gegenüberliegenden Anordnung. Ein ähnliches
Ergebnis kann erzielt werden, wenn die Elemente ohne
Versetzung aufeinander ausgerichtet sind. Dies ergibt
jedoch ungleiche Reflexionswinkel und Meßbereiche für
abwechselnde Abfragestellen.
Wenn bei dem in Fig. 7a gezeigten Beispiel eine Arterie
den Empfängern 48a bis 48e gegenüberliegt (bei 51 ge
zeigt), so ist sie allgemein auf die Stelle 94 zen
triert. Ein oder mehrere Emitter innerhalb der Anord
nung 82 können mit einem oder mehreren Detektoren der
Anordnung 84 eine ausgewählte Gruppe von Emittern und
Detektoren bilden, die die Gewebespannung erfaßt. Ähn
lich können bei dem in Fig. 7b gezeigten Fall, wenn die
Arterie (gezeigt bei 53) um die Stelle 96 zentriert
ist, ein oder mehrere Emitter in Verbindung mit einem
oder mehreren Detektoren zum Erfassen der Gewebespan
nung dienen.
In Fig. 8 ist die elektronische Verbindung des Sensor
kopfes 40 über mehrere Kommunikationswege 98 mit dem
Sensorkörper 42 dargestellt. Der Sensorkörper 42 ent
hält die Wandlerschaltung 100, welche die Stromsignale
der Anordnung 84 von Detektoren in Spannungssignale um
setzt. Diese Spannungssignale werden über den Multiple
xer 102 geleitet, wo sie wahlweise mit einem A/D-Wand
ler 104 digitalisiert werden, und dann gelangen sie zu
einem Mikroprozessor 106. Dieser führt die oben be
schriebene Fehlerkorrektur aus und kann auch andere Da
tenverarbeitungs- und Analyseaufgaben erfüllen. Die
Blutdruckdaten können dann einer beliebigen Anzahl von
Ausgängen, beispielsweise einem Digital/Analog-Wandler
108 zugeführt werden, wenn eine Analogdarstellung des
Blutdrucks erwünscht ist. Die Blutdruckdaten können
auch einer Anzeigevorrichtung 110 zugeführt werden, wo
sie dem Benutzer eine laufende aktuelle digitale Dar
stellung des Blutdrucks liefern. Der Mikroprozessor 106
kann so programmiert sein, daß er eine logische Schal
tung 112 steuert, die wiederum Auswahlschaltungen
innerhalb der Multiplex- und Leistungsschaltungen 102
aktiviert.
Der Benutzer des Systems kann gewisse Steueroptionen
haben, die über Steuertasten 116 in den Mikroprozessor
106 eingegeben werden. Eine Leistungssteuerschaltung
118 kann zur Verbindung des Mikroprozessors 106 mit ei
ner beliebigen Zahl mechanischer Betätiger 120 dienen,
die auf verschiedene Befehle des Mikroprozessors 106
bei der Benutzung des Sensors 40 ansprechen. Beispiels
weise kann eine Routine in dem Mikroprozessor 106 ab
laufen, die periodisch abfragt, ob der Sensorkopf 40
die betreffende Arterie richtig abflacht. Wenn hier ein
Fehler festgestellt wird, kann der Mikroprozessor 106
die Leistungssteuerschaltung 118 aktivieren, um den Be
tätiger 120 anzusteuern und den Sensor 20 so zu bewe
gen, daß er die betreffende Arterie richtig beauf
schlagt. Andere Anwendungen können vorgesehen sein,
wenn eine Bewegung oder anderweitige Steuerung des Sen
sorkopfes 40 gewünscht ist.
In Fig. 9 ist die Schaltung des Sensorkopfes 40 darge
stellt. Ein durchgehender empfindlicher Membranteil 34
reflektiert Licht von den Dioden 46a bis 46n auf die
Empfänger 48a bis 48n. Jede Diode 46 wird von einer
Stromquelle 122 gespeist, die mit einem jeweiligen
Schalter 124a bis 124n wahlweise geschaltet werden
kann. Diese Schalter 124a bis 124n werden einzeln mit
einer logischen Dekodierschaltung 112 angesteuert. Dies
ist die grundsätzliche Anordnung, in der jede Diode 46a
bis 46n wahlweise aktiviert werden kann, um zu bestim
men, welcher Teil der Membran 34 am besten zum Ableiten
des Gewebespannungssignals geeignet ist. Jeder Empfän
ger 48a bis 48n empfängt einen Teil des an der Membran
34 reflektierten Lichtes und setzt dieses in ein elek
trisches Stromsignal um, das mit dem jeweiligen Wandler
126a bis 126n in eine Spannung umgesetzt wird. Die
Wandler 126a bis 126n sind Strom-Spannungs-Wandler, die
eine lineare Strom-Spannungs-Umsetzung des Stromsignals
des jeweiligen Empfängers durchführen. Die Wandler
schaltungen sind an sich bekannt und müssen nicht im
einzelnen erläutert werden. Das Ausgangssignal eines
jeden Wandlers wird dem jeweiligen Schalter 128a bis
128n zugeführt. Diese Schalter werden über die Deko
dierschaltung 112 angesteuert, die dem Mikroprozessor
106 die Auswahl eines jeden Ausgangssignals der Wandler
126a bis 126n sowie dessen Führung auf die Leitung 114
ermöglicht, wo es mit dem A/D-Wandler 104 digitalisiert
wird.
Ein Detektor 48′ empfängt Licht 130, das an dem unemp
findlichen Teil 32 des Plättchens 30 reflektiert wird.
Wie oben beschrieben, dient der Detektor 48′ zur Erzeu
gung eines Referenzsignals, das der Mikroprozessor 106
zur Kompensation von Offset- und Verstärkungsfehlern
benutzt, die auf Temperatureinflüsse, Alterung und an
dere Umgebungsfaktoren zurückzuführen sind.
Claims (56)
1. Vorrichtung zum Erfassen von Gewebespannungen in
einem System zum nichtinvasiven Bestimmen des in
nerarteriellen Blutdrucks eines Patienten, gekenn
zeichnet durch ein Plättchen mit einer kontinuier
lichen Membran zum Anlegen an das eine Arterie ab
deckende Gewebe, wobei die Membran abhängig von
Spannungen in dem Gewebe infolge des innerarteri
ellen Blutdrucks verformbar ist, durch eine Halb
leiteranordnung im geringen Abstand zu der konti
nuierlichen Membran zur direkten Bestrahlung der
Membran mit elektromagnetischer Strahlung und zum
Empfang eines Teils der elektromagnetischen Strah
lung nach Reflexion an der Membran, wodurch die
von der Halbleiteranordnung empfangene Strahlungs
menge eine Funktion der Verlagerung der Membran
infolge der Gewebespannung ist, welche durch den
innerarteriellen Blutdruck verursacht wird.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich
net, daß die Membran aus Silizium besteht.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeich
net, daß die Membran aus einkristallinem Silizium
besteht.
4. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeich
net, daß das Plättchen aus Silizium besteht und
eine Längsvertiefung hat, deren Boden eine Seite
der Membran bildet.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeich
net, daß die Längsvertiefung ein tetragonales Py
ramidenprofil hat.
6. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Längsvertiefung einen ebenen
Boden hat.
7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß das Plättchen ei
ne Längsvertiefung hat, deren Boden eine Seite der
Membran bildet, und daß der Boden mit einem refle
xionsfähigen Material beschichtet ist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeich
net, daß der Boden der Längsvertiefung eine Dicke
von 6,5·10-6m hat.
9. Vorrichtung nach Anspruch 7 oder 8, dadurch ge
kennzeichnet, daß der Boden der Längsvertiefung
mit Metall beschichtet ist.
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeich
net, daß das Metall Gold oder Aluminium ist.
11. Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Metallbeschichtung eine
Dicke von 600 Angströmeinheiten hat.
12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß die Membran eine
effektive Steifigkeit hat, die ausreicht, um eine
größere Verzerrung der Spannungsinformationen zu
vermeiden, die in der empfangenen elektromagneti
schen Strahlung enthalten sind.
13. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß die kontinuierli
che Membran eine Spannungsrate von
6,1·10-6 mm/mmHg hat.
14. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß die Membran zwei
Längsseiten hat, die einen Abstand von etwa
0,51 mm haben.
15. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß das Plättchen ei
ne allgemein rechteckförmige Fläche zum Anlegen an
das über der Arterie liegende Gewebe hat, daß die
se Fläche ein erstes und ein zweites Paar einander
gegenüberliegender paralleler Seiten hat, wobei
die Seiten des ersten Paares einen Abstand von
14,7 mm und die Membran durch mindestens zwei pa
rallele Seiten begrenzt ist, die einen Abstand von
etwa 10,8 mm zueinander haben.
16. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeich
net, daß die Seiten des zweiten Paares einen Ab
stand von etwa 5,1 mm zueinander haben.
17. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, gekennzeichnet durch ein Abstandselement zwi
schen dem Plättchen und der Halbleiteranordnung,
wobei das Abstandselement, die Membran, das Plätt
chen und die Halbleiteranordnung im wesentlichen
übereinstimmende Wärmeausdehnungskoeffizienten ha
ben, um thermisch induzierte Drift- und Offsetfeh
ler zu minimieren.
18. Vorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeich
net, daß das Abstandselement aus Siliziumnitrid
besteht.
19. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß die Halbleiteran
ordnung aus einer Vielzahl von Emittern zum Be
strahlen der Membran mit elektromagnetischer
Strahlung und einer Vielzahl von Detektoren mit
jeweils einem Signalausgang besteht, wobei jeder
Detektor einen Teil der elektromagnetischen Strah
lung empfängt und diesen in ein elektrisches
Stromsignal umsetzt.
20. Vorrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeich
net, daß die Membran allgemein eben ist und eine
rechteckförmige Begrenzung hat, die aus zwei lan
gen und zwei kurzen Seiten besteht.
21. Vorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeich
net, daß die Emitter in einer Reihe parallel und
mit Abstand zu einer der langen Seiten der Membran
angeordnet sind, und daß die Detektoren in einer
Reihe separat zu den Emittern und parallel sowie
mit Abstand zu einer der langen Seiten der Membran
angeordnet sind.
22. Vorrichtung nach Anspruch 21, dadurch gekennzeich
net, daß die Emitter und die Detektoren jeweils
untereinander weitgehend gleichen Abstand haben,
und daß die Reihe der Emitter der Reihe von Detek
toren so gegenüberliegt, daß jeweils zwei einander
benachbarte Detektoren gleiche Abstände zu minde
stens einem gemeinsamen Emitter haben.
23. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 22,
dadurch gekennzeichnet, daß jeder Emitter die
elektromagnetische Strahlung als Strahlenfeld ab
gibt, das bei Projektion auf die Membran das
Strahlenfeld des nächsten Nachbaremitters über
lappt.
24. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 23,
dadurch gekennzeichnet, daß die elektromagnetische
Strahlung aus sichtbarem Licht, Infrarotlicht oder
ultraviolettem Licht besteht.
25. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß die Halbleiteran
ordnung einen Teil zum Bestrahlen einer Referenz
fläche sowie einen Teil zum Erfassen von an der
Referenzfläche reflektierter elektromagnetischer
Strahlung hat, wobei die Referenzfläche zu der
Membran einen Abstand hat.
26. Vorrichtung nach Anspruch 25, dadurch gekennzeich
net, daß die Halbleiteranordnung und der Referenz
teil aus übereinstimmenden Materialien gefertigt
und nahe beieinander angeordnet sind.
27. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 26,
gekennzeichnet durch mit den Ausgängen der Detek
toren verbundene Wandler zum Umsetzen des elektri
schen Stromsignals eines jeden Detektors in ein
elektrisches Spannungssignal.
28. Vorrichtung nach Anspruch 27, gekennzeichnet durch
einen Multiplexer und eine zentrale Verarbeitungs
einheit, wobei der Multiplexer mit den Wandlern
verbunden ist, um eines der umgesetzten elektroni
schen Signale auszuwählen und es an den zentrale
Verarbeitungsanlage zur Analyse weiterzuleiten.
29. System zur nichtinvasiven Bestimmung des innerar
teriellen Blutdrucks eines Patienten mit einem Ge
webespannungs-Kontaktsensor zum Erzeugen eines
Spannungssignals, das den innerarteriellen Blut
druck angibt, und eines Korrektursignals zum Kom
pensieren von Fehlern in dem Spannungssignal, die
durch Temperaturdrift und Alterung des Sensors
verursacht werden, gekennzeichnet durch ein Plätt
chen mit einer kontinuierlichen Membran und einem
unempfindlichen Teil, die bei Anlage an das Gewebe
durch den innterarteriellen Blutdruck deformierbar
ist, durch eine Halbleiteranordnung mit geringem
Abstand zu der kontinuierlichen Membran zum direk
ten Bestrahlen der Membran mit elektromagnetischer
Strahlung, zum Empfangen an der Membran reflek
tierter Strahlung und zum Umsetzen der empfangenen
Strahlung in ein Gewebespannungssignal, das die
Blutdruckdaten enthält, so daß die Menge empfange
ner elektromagnetischer Strahlung eine Funktion
der Verlagerung der Membran durch den innerarte
riellen Blutdruck ist, durch eine mit dem unemp
findlichen Teil des Plättchens und der Halbleiter
anordnung gekoppelte Abstandsvorrichtung, die den
Abstand zwischen der Halbleiteranordnung und dem
Plättchen festlegt, durch einen Teil der Halblei
teranordnung mit geringem Abstand zu dem unemp
findlichen Teil des Plättchens zum direkten Be
strahlen des unempfindlichen Teils mit elektroma
gnetischer Strahlung, zum Empfangen an dem unemp
findlichen Teil des Plättchens reflektierter
Strahlung und zum Umsetzen der empfangenen Strah
lung in ein Korrektursignal, das Referenzdaten
enthält, die mindestens einen Referenzfaktor ange
ben, wodurch jede Änderung der von dem genannten
Teil der Halbleiteranordnung empfangenen Strahlung
auf mindestens einen der Referenzfaktoren zurück
zuführen ist und das Korrektursignal mit dem Gewe
bespannungssignal so kombiniert wird, daß die Ab
hängigkeit der Blutdruckdaten von mindestens einem
der Referenzfaktoren minimiert wird.
30. System nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet,
daß die Referenzfaktoren Temperatur und Alterung
des Plättchens, der Halbleiteranordnung und der
Abstandsvorrichtung sind.
31. System nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet,
daß die Halbleiteranordnung und der Teil der Halb
leiteranordnung aus übereinstimmenden Materialien
weitgehend gleichzeitig gefertigt sind, und daß
die Materialien nahe beieinander angeordnet sind.
32. System nach einem der Ansprüche 29 bis 31, dadurch
gekennzeichnet, daß die Membran aus einkristalli
nem Silizium besteht.
33. System nach Anspruch 32, dadurch gekennzeichnet,
daß die Abstandsvorrichtung aus Siliziumnitrid be
steht.
34. System nach einem der Ansprüche 29 bis 33, dadurch
gekennzeichnet, daß die elektromagnetische Strah
lung sichtbares, infrarotes oder ultraviolettes
Licht ist.
35. System nach einem der Ansprüche 29 bis 34, dadurch
gekennzeichnet, daß die Membran aus Silizium be
steht und eine Längsvertiefung hat.
36. System nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet,
daß die Längsvertiefung einen ebenen Boden hat.
37. System nach Anspruch 36, dadurch gekennzeichnet,
daß der Boden eine Dicke von 6,5·10-6 m hat.
38. Verfahren zur Korrektur von Fehlern in dem Aus
gangssignal eines Gewebekontakt-Spannungssensors,
die durch Alterung und Umgebungseinflüsse auf den
Sensor verursacht werden, wobei der Sensor ein
Element zum Anlegen an das eine Arterie eines Pa
tienten abdeckende Gewebe hat, welches auf Gewebe
spannung anspricht, gekennzeichnet durch folgende
Schritte: Konstruktion eines Gewebekontakt-Span
nungssensors und eines Referenzsensors aus identi
schen Materialien zur gleichen Zeit, Anpassen des
Spannungssensors, so daß er auf das Element an
spricht, Anpassen des Referenzsensors, so daß er
auf eine feste Referenzquelle anspricht, die nicht
durch Gewebespannungen veränderbar ist, welche mit
dem Spannungssensor gemessen werden, so daß ein
Ausgangssignal des Referenzsensors nur als Funk
tion der Alterung, der Temperatur und der Umwelt
einflüsse des Referenzsensors veränderbar ist, An
passen des Spannungssensors und des Referenzsen
sors so, daß sie dieselbe Umgebung haben und durch
Alterung und Umgebungseinflüsse gleichartig beauf
schlagt werden, und Kombinieren der Ausgangssigna
le des Spannungssensors und des Referenzsensors
derart, daß der Einfluß der Alterung und der Umge
bung aus dem Ausgangssignal des Spannungssensors
entfernt wird.
39. Spannungssensor zum nichtinvasiven Bestimmen des
innerarteriellen Blutdrucks eines Patienten durch
Gewebekontakt, gekennzeichnet durch ein Silizium
plättchen mit einem unempfindlichen Teil und einer
kontinuierlichen Siliziummembran, die an das Gewe
be eines Patienten anzulegen ist, welches eine Ar
terie abdeckt, wobei die Membran auf Spannungen in
dem Gewebe anspricht, welche durch Blutdruckimpul
se in der darunterliegenden Arterie verursacht
werden, durch eine integrierte Schaltung mit ge
ringem Abstand zu der kontinuierlichen Membran zum
direkten Bestrahlen der Membran mit elektromagne
tischer Strahlung und Empfangen an der Membran re
flektierter Strahlung, wobei die empfangene Strah
lungsmenge eine Funktion der mit der Membran er
faßten Gewebespannung ist, welche sich aus den
Blutdruckimpulsen in der darunterliegenden Arterie
ergibt.
40. Vorrichtung nach Anspruch 39, dadurch gekennzeich
net, daß die Membran aus einkristallinem Silizium
besteht.
41. Vorrichtung nach Anspruch 39 oder 40, dadurch ge
kennzeichnet, daß das Plättchen eine Längsvertie
fung hat, deren Boden eine Seite der Membran bil
det und die ein Profil nach Art einer tetragonalen
Pyramide hat.
42. Vorrichtung nach Anspruch 41, dadurch gekennzeich
net, daß die Längsvertiefung einen ebenen Boden
hat, der mit einem Material zum Reflektieren der
elektromagnetischen Strahlung beschichtet ist.
43. Vorrichtung nach Anspruch 42, dadurch gekennzeich
net, daß der Boden der Längsvertiefung eine Dicke
von 6,5·10-6 m hat.
44. Vorrichtung nach Anspruch 42 oder 43, dadurch ge
kennzeichnet, daß der Boden der Längsvertiefung
mit Gold oder Aluminium beschichtet ist, das eine
Dicke von etwa 600 Angströmeinheiten hat.
45. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 44,
dadurch gekennzeichnet, daß die Membran eine ef
fektive Steifigkeit hat, die das etwa 50fache der
jenigen des Gewebes über der Arterie beträgt.
46. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 45,
dadurch gekennzeichnet, daß die Membran eine Span
nungsrate von etwa 6,1·10-6 mm/mmHg hat.
47. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 46,
dadurch gekennzeichnet, daß die Membran zwei
Längsseiten hat, die einen Abstand von 0,51 mm zu
einander haben.
48. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 47,
dadurch gekennzeichnet, daß das Plättchen eine
rechteckförmige Fläche zum Anlegen an das Gewebe
über der Arterie hat, daß diese Fläche durch je
weils zwei parallele Seiten begrenzt ist, daß die
zwei ersten parallelen Seiten einen Abstand von
14,7 mm haben, daß die Membran durch mindestens
zwei parallele Seiten mit einem Abstand von
10,8 mm begrenzt ist, und daß die zwei zweiten
Seiten der rechteckförmigen Fläche einen Abstand
von etwa 5,1 mm zueinander haben.
49. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 48,
gekennzeichnet durch ein Abstandselement zwischen
der kontinuierlichen Membran und der integrierten
Schaltung zur Ausrichtung und Positionierung der
integrierten Schaltung relativ zu der Membran, wo
bei das Abstandselement einen Wärmeausdehnungs
koeffizienten hat, der mit demjenigen der Membran
übereinstimmt und aus Siliziumnitrid besteht.
50. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 49,
dadurch gekennzeichnet, daß die integrierte Schal
tung aus einer Vielzahl Emitter zum Bestrahlen der
Membran mit elektromagnetischer Strahlung und ei
ner Vielzahl Detektoren besteht, die jeweils einen
Teil der elektromagnetischen Strahlung empfangen
und in ein elektrisches Stromsignal umsetzen.
51. Vorrichtung nach Anspruch 50, dadurch gekennzeich
net, daß die kontinuierliche Membran eben ist und
rechteckförmige Begrenzungen hat, die aus zwei
langen und zwei kurzen Seiten bestehen, und daß
die Emitter in einer Reihe parallel und mit Ab
stand zu einer der langen Seiten und die Detekto
ren in einer weiteren Reihe separat zu der Emit
terreihe sowie parallel und mit Abstand zu einer
der langen Seiten der Membran angeordnet sind.
52. Vorrichtung nach Anspruch 51, dadurch gekennzeich
net, daß die Emitter und die Detektoren jeweils
gleiche Abstände zueinander haben, und daß die
Reihe von Emittern der Reihe von Detektoren so
gegenüberliegt, daß jeweils zwei benachbarte De
tektoren übereinstimmende Abstände zu mindestens
einem gemeinsamen Emitter haben.
53. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 50 bis 52,
dadurch gekennzeichnet, daß jeder Emitter elektro
magnetische Strahlung als Strahlenfeld abgibt, das
bei Projektion auf die Membran das Strahlenfeld
des Nachbaremitters überlappt.
54. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 50 bis 53,
dadurch gekennzeichnet, daß jeder Emitter elektro
magnetische Energie abstrahlt, die eine Lambert-
Verteilung um eine Achse normal zu der emittieren
den Fläche des Emitters hat, wobei die elektroma
gnetische Strahlung aus sichtbarem, infrarotem oder
ultraviolettem Licht besteht.
55. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 39 bis 54,
dadurch gekennzeichnet, daß die integrierte Schal
tung ferner einen Referenzteil zum Bestrahlen ei
ner Fläche des unempfindlichen Teils des Silizium
plättchens sowie zum Erfassen daran reflektierter
Strahlung hat, daß die unempfindliche Fläche des
Siliziumplättchens von der Membran einen Abstand
hat, und daß die integrierte Schaltung und der Re
ferenzteil aus übereinstimmenden Materialien ge
fertigt und nahe beieinander angeordnet sind, wo
bei die elektromagnetische Strahlung aus sichtba
tem, infrarotem oder ultraviolettem Licht besteht.
56. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 50 bis 55,
gekennzeichnet durch mit den Ausgängen der Detek
toren verbundene Wandler zum Umsetzen des elektri
schen Stromsignals eines jeden Detektors in ein
elektrisches Spannungssignal, und durch einen Mul
tiplexer, der eines der elektronischen Signale der
Wandler auswählt und es einer zentralen Verarbei
tungseinheit zuführt.
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8127 | New person/name/address of the applicant |
Owner name: ALARIS MEDICAL SYSTEMS,INC.(N.D.GES.D.STAATES DELA |
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