DE4139171A1

DE4139171A1 - Tonometrisches system zum bestimmen des blutdrucks

Info

Publication number: DE4139171A1
Application number: DE4139171A
Authority: DE
Inventors: Robert D Butterfield; Kenneth J Pytel; Stephen A Martin; Charles R Holdaway
Original assignee: Ivac Medical Systems Inc
Current assignee: CareFusion 303 Inc
Priority date: 1990-11-30
Filing date: 1991-11-28
Publication date: 1992-06-04
Also published as: CA2055850A1; CA2055850C; GB2250816B; JPH06292659A; GB2250816A; ES2081733A2; FR2669819A1; US5158091A; JP2002330931A; GB9125385D0; FR2669819B1; ES2081733B1; ES2081733R; US5284150A

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.

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.

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.

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.

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)

wobei p1 = 0 mmHg Druckeinwirkung und
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)

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)

wobei p2 = 120 mmHg Druckeinwirkung und
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)

wobei p1 = 0 mmHg Druckeinwirkung und
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)

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)))

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

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

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.