DE60115588T2

DE60115588T2 - Telemetrische Abfrage- und Aufladevorrichtung für medizinischen Sensor

Info

Publication number: DE60115588T2
Application number: DE60115588T
Authority: DE
Inventors: Assaf Govari; Shlomo Ben-Haim; Joel Zilberstein
Original assignee: Biosense Webster Inc
Current assignee: Biosense Webster Inc
Priority date: 2000-12-18
Filing date: 2001-12-17
Publication date: 2006-08-10
Anticipated expiration: 2021-12-18
Also published as: EP1216654A3; JP3881230B2; US20020077672A1; HK1045088B; EP1216654B1; EP1216654A2; DK1216654T3; JP2002330942A; AU9707601A; DE60115588D1; IL146958A0; AU782446C; ATE311810T1; IL146958A; AU782446B2; CA2365215A1; KR100858638B1; KR20020048891A; US6658300B2; HK1045088A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf telemetrische medizinische Vorrichtungen. Die vorliegende Erfindung bezieht sich insbesondere auf ein neues telemetrisches medizinisches System, das für verschiedene medizinische Anwendungen geeignet ist, umfassend die Messung eines Parameters in einem Körper eines Patientens, insbesondere in einem Organ. Eine solche Anwendung der vorliegenden Erfindung ist die eines implantierbaren telemetrischen endokardialen Drucksystems, mit seinen zugehörigen neuen Komponenten und deren neuen Verfahren zur Verwendung.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die Verwendung von implantierbaren medizinischen Sensoren in einem Patienten ist allgemein bekannt. Ein Beispiel eines implantierbaren Sensors ist offenbart in dem US-Patent 4,815,469 (Cohen et al.), das durch die Bezugnahme in diese Schrift aufgenommen ist. Die Offenbarung ist auf einen implantierbaren medizinischen Sensor gerichtet, der den Sauerstoffgehalt von Blut bestimmt. Der Sensor umfaßt eine miniaturisierte Hybridschaltung, die lichtemittierende Dioden, Fototransistoren und ein Substrat, mit dem die lichtemittierenden Dioden und die Fototransistoren in einer gewünschten Schaltungskonfiguration verbunden sind, aufweist. Die Hybridschaltung ist hermetisch in einem zylindrischen Körper abgedichtet, der aus einem Material besteht, das im wesentlichen lichtdurchlässig ist, wie z. B. Glas. Durchgeführte Anschlüsse stellen Mittel bereit, um eine elektrische Verbindung mit der Hybridschaltung herzustellen. Die lichtemittierenden Dioden werden mit einem stufenförmigen Strompuls versorgt. Der Verwendungszweck des Sensors liegt darin, die Reflexionseigenschaften des Körperfluids, wie z. B. Blut, für eine spektrophometrische Analyse zu erfassen. In einer Ausführungsform ist der Sensor in eine Bilumen-Herzschrittmacher-Sonde eingebettet, und nahe der distalen Elektrode der Sonde angeordnet, so daß der Sensor in dem Herz angeordnet ist, wenn die Sonde in einen Patienten implantiert ist, wodurch der gemessene Sauerstoffgehalt des Bluts innerhalb des Herzens als ein physiologischer Parameter zugelassen wird, der verwendet werden kann, um die Schrittintervalle eines frequenzabhängigen Herzschrittmachers zu steuern.
US-Patent 5,353,800 (Pahndorf et al.) offenbart eine implantierbare Drucksensorsonde mit einer hohlen Nadel, die ausgelegt ist, in ein Herz eines Patientens geschraubt zu werden. Der Drucksensor wird mit elektrischem Strom durch Leitungen in dem Sensor versorgt.
Es gibt Fälle, in denen eine dauerhafte Anordnung des Sensors notwendig ist. Ein derartiger Fall ist beispielsweise in dem US-Patent 5,404,877 (Nolan et al.) offenbart. Eine implantierbare Alarmeinrichtung für kardiologische Arrhythmien ohne Sonde ist offenbart, die kontinuierlich eine Funktion des Herzens des Patientens überwacht, um zwischen einer normalen und einer abnormalen Herzfunktion zu unterscheiden, und ein Warnsignal für den Patienten zu erzeugen, wenn abnormale Umstände erfasst werden. Die Alarmeinrichtung ist in der Lage, Impedanzmessungen des Herzens, der Atembewegung und der Bewegung des Patientens durchzuführen, und abhängig von diesen Messungen ein Alarmsignal zu erzeugen, wenn die Messungen das Auftreten einer kardiologischen Arrhythmie anzeigen. Es ist wichtig, festzustellen, daß der Sensor ein Antennensystem mit einem Spuleninduktor verwendet, um ein elektromagnetisches Feld im Gewebe zu erzeugen, um Änderungen der Impedanz zu erfassen, die mit einem physiologischen Phänomen verbunden sind. Beispielsweise wird die Größe des Induktors vorher ausgewählt, um diesen an die Abmessungen des Organs oder der Struktur, das bzw. die vermessen werden soll, anzupassen.
Ferner gibt es verschiedene bekannte implantierbare Vorrichtungen, die eine Telemetrie verwenden, um Daten von einer externen Vorrichtung zu empfangen oder an diese zu übertragen. Eine derartige Vorrichtung ist beispielsweise das System, das in dem US-Patent 6,021,352 (Christopherson et al.) offenbart ist. Die Vorrichtung verwendet einen Drucksensor als einen Wandler, um die Atemleistung des Patientens zu messen. Eine Atmungsinformation in Wellenform wird mittels eines implantierbaren Pulsgenerators (IPG)/Simulators von einem Wandler aufgenommen, und eine zur Einatmungsphase synchrone Simulation wird von dem IPG bereitgestellt.
Eine weitere telemetrische implantierbare Vorrichtung ist in dem US-Patent 5,999,857 (Weijand et al.) offenbart. Diese Quelle offenbart ein Telemetriesystem zur Verwendung mit implantierbaren Vorrichtungen, wie z. B. kardiologischen Herzschrittmachern und dergleichen, für eine Zwei-Wege-Telemetrie zwischen der implantierten Vorrichtung und einem externen Programmiergerät. Das System verwendet Oszillatoren mit Verschlüsselungsschaltungen zur synchronen Übertragung von Datensymbolen, wobei die Symbole den Telemetrieträger bilden. Das System stellt Schaltungen zur Datenverschlüsselung mit höherer Dichte von sinusförmigen Symbolen, umfassend Kombinationen von BPSK-, FSK- und ASK-Verschlüsselung, bereit. Ausführungsformen von Transmittern für sowohl die implantierte Vorrichtung und das externe Programmiergerät wie auch für die Modulator- und Demodulatorschaltungen sind ebenso offenbart. Es ist wichtig, festzustellen, daß die Implantatvorrichtung ihre eigene Stromversorgung in Form einer Batterie aufweist, um all die Schaltkreise und Komponenten der implantierten Vorrichtung zu versorgen.
Eine weitere implantierbare Telemetrievorrichtung ist offenbart in WO 99/48419. Diese Quelle offenbart eine Signalabfrage- und Aufladevorrichtung mit einem Gehäuse und einer Schaltung in dem Gehäuse. Die Schaltung umfaßt eine Logiksteuerungseinheit und eine Verarbeitungseinheit. Die Logiksteuerungseinheit sendet ein Antriebssignal zu einem implantierten Sensor, um den Sensor aus der Ferne anzutreiben. Die Logiksteuerungseinheit empfängt ferner das übertragene Signal von dem Sensor. Die Verarbeitungseinheit ist wirksam mit der Logiksteuerungseinheit verbunden, um das durch den Sensor übertragene Signal in einen gemessenen Parameter umzuwandeln. Der implantierte Sensor dient zur Überwachung eines Analyts und umfaßt ein Gehäuse, das ein makromolekulares Material enthält, dessen Eigenschaften sich ändern, wenn das Analyt das Material berührt. Diese Änderung wird von einem weiteren Sensor erfasst. Es ist ferner wichtig, festzustellen, daß es bis heute kein telemetrisches medizinisches System gibt, das ein hocheffizientes System aufgrund seiner Komponenten und deren einfachen Verwendung ist, und das eine extrem genaue Information betreffend einen gemessenen Parameter in einem Körper des Patientens bereitstellt. Die Schrift US-A-5 833 603 bezieht sich auf eine Signalabfrage- und Aufladevorrichtung und eine implantierbare telemetrische medizinische Sensorkombination, die einen Sensor mit einer Membran, einen Mikrochip, der eine Anordnung von fotoelektrischen Zellen aufweist, eine LED und eine Signalabfrage- und Aufladevorrichtung aufweist.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist auf eine neue Kombination aus einer Signalabfrage- und Aufladevorrichtung und einen implantierbaren telemetrischen medizinischen Sensor gerichtet. Die Kombination ist zur Verwendung bei verschiedenen medizinischen Anwendungen, wie z. B. der Überwachung medizinischer Umstände oder der Messung von Parametern in einem Körper des Patientens von verschiedenen Arten von Organen, umfassend Gewebe, wie auch deren Funktion, geeignet.
Der telemetrische medizinische Sensor umfaßt ein Gehäuse und eine Membran an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Antwort auf den Parameter deformierbar ist. Ein Mikroprozessor, der in der Form eines Mikrochips vorliegt, ist in dem Gehäuse angeordnet, und wirksam mit der Membran verbunden, um ein Signal, das indikativ für den Parameter ist, zu übertragen. Das Signal ist ein digitales Signal, und der Mikrochip umfaßt eine Anordnung von fotoelektrischen Zellen. Der telemetrische medizinische Sensor umfaßt ferner eine lichtemittierende Diode (LED) zum Übertragen von Licht zu den fotoelektrischen Zellen und einen Shutter, der mit der Membran verbunden ist und als Antwort auf eine Deformation der Membran zwischen den fotoelektrischen Zellen und der LED beweglich ist.
Die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung umfaßt ein Gehäuse und eine Schaltung innerhalb des Gehäuses. Die Schaltung umfaßt eine Logiksteuerungseinheit und eine Verarbeitungseinheit. Die Logiksteuerungseinheit sendet ein Antriebssignal zu dem Sensor, wahlweise durch einen Sinuswellentreiber, um den Sensor aus der Ferne anzutreiben. Die Logiksteuerungseinheit empfängt ebenso das von dem Sensor übertragene Signal, wahlweise durch einen Tiefendetektor. Die Verarbeitungseinheit ist wirksam mit der Logiksteuerungseinheit verbunden, um das durch den Sensor übertragene Signal in den gemessenen Parameter umzuwandeln.
Das Antriebssignal kann ein sinusförmiges Wellensignal von ca. 4–6 MHz sein. Die Verarbeitungseinheit kann einen Algorithmus zum Konvertieren des übertragenen Signals, das von dem Sensor empfangen wird, in einen gemessenen Parameter aufweisen. Ferner kann die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung eine Stromquelle, die wirksam mit der Schaltung verbunden ist, und einen Stromschalter aufweisen, um die Vorrichtung zu aktivieren und zu deaktivieren.
Die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung kann ferner eine Antennenspule aufweisen, um das Antriebssignal zu dem Sensor zu senden und um das übertragene digitale Signal von dem Sensor zu empfangen. Die Antennenspule kann eine induktive Kopplung mit dem Sensor aufweisen. Die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung kann ferner eine Anzeige aufweisen, die ein LCD-Bildschirm sein kann, um den gemessenen Parameter anzuzeigen.
Die Schaltung kann um den Sensor herum ein aktives Abfragevolumen von ca. 5–25 cm, bevorzugt ca. 10–15 cm, aufweisen. Die Schaltung kann mehrere Abfragen pro Sekunden von dem Sensor durchführen, bevorzugt 10–20 Abfragen pro Sekunde.
Die Verarbeitungseinheit kann das übertragene Signal dekodieren, wahlweise mittels eines Algorithmus zum Konvertieren des übertragenen Signals in einen gemessenen Parameter. Die Kombination kann in diesem Fall ein LCD zum Anzeigen des gemessenen Parameters aufweisen.
Wenn die Kombination einen Tiefendetektor aufweist, kann der Tiefendetektor eine Amplitudenänderung des übertragenen Signals von bis zu 0,01 % Amplitudenänderung erfassen. Die Kombination kann ferner eine Stromquelle aufweisen, die wirksam mit der Schaltung verbunden ist. Die Kombination kann ferner einen Stromschalter aufweisen, um die Schaltung zu aktivieren und zu deaktivieren.
Ein Parameter, der mit dem System entsprechend der vorliegenden Erfindung gemessen wird, ist der hämodynamische Blutdruck (in einer Kammer des Herzens).
Die vorliegende Erfindung wird vollständiger verstanden anhand der folgenden detaillierten Beschreibung von bevorzugten Ausführungsformen derselben, in Zusammenhang mit den Figuren, von denen:
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 eine schematische Darstellung eines telemetrischen implantierbaren medizinischen Sensors entsprechend der vorliegenden Erfindung ist;
2 eine Draufsicht des Sensors der 1 ist;
3 eine schematische Darstellung einer alternativen Ausführungsform des Sensors der 1 ist, der ein konisches distales Ende mit spiralförmigen Gewindegängen und eine Spitze zum Durchstoßen von Gewebe für eine Verankerung im Gewebe aufweist;
4 eine weitere alternative Ausführungsform des Sensors der 1 ist, der ein konisches distales Ende mit einer Spitze zum Durchstoßen von Gewebe und ein Vielzahl von Widerhaken zum Durchstoßen von Gewebe auf derselben aufweist;
5 teilweise eine perspektivische Ansicht des Sensors der 1 ist, wobei einige Teile entfernt sind, um die inneren Komponenten des Sensors freizulegen;
6A eine schematische Darstellung ist, die eine Mikroprozessorschaltung für den Sensor entsprechend der vorliegenden Erfindung zeigt;
6B eine schematische Darstellung ist, die eine Logikschaltung für die Mikroprozessorschaltung der 6A zeigt;
7 eine schematische Darstellung ist, die eine Anordnung von fotoelektrischen Zellen für den Sensor entsprechend der vorliegenden Erfindung zeigt;
8 eine schematische Darstellung ist, die das telemetrische System entsprechend der vorliegenden Erfindung mit dem Sensor der 1 und einer Signalabfrage- und Aufladevorrichtung, die entfernt von und in Verbindung mit dem Sensor angeordnet ist, zeigt;
9 eine schematische Darstellung ist, die eine Abfrage-/Aufladeschaltung für die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung der 8 zeigt;
10 eine schematische Darstellung eines Herzens eines Patientens ist; und
11 eine schematische Darstellung ist, die den Sensor vollständig eingesetzt in eine Gewebeöffnung zeigt, entsprechend der vorliegenden Erfindung.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein neues telemetrisches medizinisches System 30, wie schematisch in 8 dargestellt, wie auch auf seine neuen Komponenten und die in dieser Schrift vorgenommene Darstellung.
Eine Aufgabe des Systems 30 der vorliegenden Erfindung ist es, eine Eigenschaft oder einen Parameter (oder eine Anzahl von verschiedenen Parametern, umfassend die Höhe irgendeines Parameters) in einem Körper des Patientens oder in einem Organ oder Gewebe des Körpers des Patientens aus der Ferne zu erfassen und zu messen, durch die Verwendung eines neuen implan tierbaren telemetrischen medizinischen Sensors 50, der vollständig drahtlos ist, und einer neuen Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140, die wirksam mit dem Sensor 50 verbunden ist.
Telemetrischer Sensor
Wie schematisch in 1 dargestellt, umfaßt der Sensor 50 ein Gehäuse 52, das aus einem biokompatiblen Material, wie z. B. Polysilicon oder Titan, hergestellt ist. Das Gehäuse 52 weist bevorzugt eine zylindrische Form auf, wobei jede Form des Gehäuses 52 annehmbar ist. Das Gehäuse 52 weist grob eine Länge auf, die zwischen 4–5 mm liegt, und grob einen Durchmesser, der zwischen 2,5–3 mm liegt. Das Gehäuse 52 kann ferner kleiner sein, beispielsweise eine Länge von 3 mm und einen äußeren Durchmesser von 1–2 mm aufweisen. Das Gehäuse 52 umfaßt zylindrische Wände, die eine Dicke von ca. 250 μm aufweisen. Eine flexible Membran 56, die aus einem deformierbaren Material hergestellt ist, ist an einem Ende des Gehäuses 52 befestigt. Eine Nut 58 und eine Umfangsrille 60 sind an einer äußeren Oberfläche des Gehäuses 52 vorgesehen, um die Zuführung und Implantation des Sensors 50 durchzuführen.
Die Membran 56 besteht aus einem flexiblen oder deformierbaren Material, wie z. B. Polysilikonkautschuk oder Polyurethan. Die Membran 56 weist eine ungefähre Dicke von 20 µm und einen Durchmesser, der zwischen ca. 1,5–2 mm liegt, auf. Die Membran 56 wird von dem Gehäuse 52 normalerweise nach außen gedrückt, aufgrund des Innendruckes innerhalb des Gehäuses 52. Die Membran 56 wird in das Gehäuse 52 gedrückt, wenn der Druck außerhalb des Gehäuses 52 den Innendruck innerhalb des Gehäuses 52 überschreitet.
Da die Membran 56 deformierbar ist und normalerweise von dem Gehäuse 52 nach außen gedrückt wird, reagiert die Membran 56 direkt auf die Umgebung des Gewebes oder des Organs, das bezüglich einer bestimmten Eigenschaft oder eines bestimmten Parameters überwacht wird und/oder vermessen wird. Als Antwort auf selbst die geringsten Änderungen dieser Eigenschaft oder dieses Parameters deformiert sich die Membran 56 nach innen in den Innenraum des Gehäuses 52. Daher gibt es eine direkte Beziehung oder Abhängigkeit zwischen jedweder Änderung der gemessenen Eigenschaft oder des gemessenen Parameters und der Höhe oder des Ausmaßes des Deformationsvorgangs oder der Bewegung der Membran 56.
Es ist wichtig festzustellen, daß die Membran 56 von der Größe her einen relativ großen Bereich im Vergleich zu Festkörpermembraneinrichtungen, wie z. B. piezoelektrischen Sensoren oder gefertigten Speicherchips, die Membranen verwenden, einnimmt. Dementsprechend sind die Anforderungen an die Elektronik des Sensors 50 geringer. Ferner weist die Membran 56 eine viel größere Auslenkung als die einer Festkörpermembran auf.
Der Sensor 50 weist ferner eine Antennenspule 68 auf, die wirksam mit den inneren Komponenten des Sensors 50 mittels einer Antennendurchführung 70 verbunden ist. Die Antennenspule 68 ist eine Induktionsspule mit einem spiralförmigen Spulenaufbau. Das Material, das für den Antennendraht verwendet wird, weist einen Silberbestandteil von ca. 90 % und einen eine Umhüllung bildenden Platin-Iridium-Bestandteil von ca. 10 % auf. Die Antennenspule 68 besteht bevorzugt aus 20–25 Wicklungen des 30 µm dicken Drahtes. Der äußere Antennendurchmesser beträgt ca. 1,5–2 cm (2).
Aufgrund dieser Eigenschaften weist die Antennenspule 68 eine sehr kleine parasitäre Kapazität auf. Ferner weist die Antennenspule 68 aufgrund ihres Silber/Platin-Bestandteils des Drahtes eine extrem hohe Leitfähigkeit auf, und ist extrem flexibel.
Obwohl die Antenne 68 so beschrieben ist, daß sie außerhalb des Gehäuses 52 angeordnet ist, fällt es in den Bereich der Erfindung, irgendeine Art von geeigneter Antenne vorzusehen, wie z. B. eine Antenne, die in dem Gehäuse 52 angeordnet ist.
Der Sensor 50 umfaßt ferner Verankerungsbeine 64, die elastisch auf die äußere Hülle des Gehäuses 52 vorgespannt sind. Die Anzahl von Verankerungsbeinen 64 kann abhängig von dem gewünschten Ausmaß an Verankerung und der anatomischen Stelle, an der der Sensor 50 angeordnet werden soll, variieren. Die Verankerungsbeine 64 sind aus einem Draht hergestellt, wofür ein Formgedächtnismetallmaterial, wie z. B. eine Nickel-Titan-Verbindung (NiTinol) verwendet wird. Die Verankerungsbeine 64 weisen eine konkave Gestaltung mit einem Krümmungsradius auf, der sich in das Gewebe oder das Organ krümmt, in das der Sensor 50 verankert werden soll. Andere geeignete Gestaltungen der Verankerungsbeine 64 werden in dieser Schrift ebenfalls betrachtet.
Falls gewünscht, ist der Sensor 50 mit einem Mittel gegen Thrombose oder Gerinnung, wie z. B. Heparin, vor der Implantation beschichtet, um eine Thrombose, Gerinnung usw. zu verhindern.
3 zeigt eine alternative Ausführungsform des Sensors 50 mit einem konischen Ende 54 auf dem Gehäuse 52. Das konische Ende 54 weist eine Spitze 55 zum Durchstoßen von Gewebe und spiralförmige Gewindegänge 57, die auf einer äußeren Oberfläche des konischen Endes 54 angeordnet sind, auf um die direkte Verankerung des konischen Endes 54 des Gehäuses 52 mittels eines direkten Einschraubens in das Gewebe zu bewerkstelligen.
4 zeigt eine weitere alternative Ausführungsform des Sensors 50, der eine Vielzahl von Gewebewiderhaken 59 aufweist, die an dem konischen Ende 54 des Gehäuses 52 befestigt ist. Die Widerhaken 59 weisen eine Spitze zum Durchstoßen von Gewebe auf, die nach außen, weg von der Spitze 55 zum Durchstoßen von Gewebe, gekrümmt ist. Daher greifen die Gewebewiderhaken 59 zusammen mit der Spitze 55 zum Durchstoßen von Gewebe fest in das Gewebe, um das Gehäuse 52 in dem Gewebe fest zu verankern.
Wie in 5 gezeigt, umfaßt das Innere des Gehäuses 52 einen Mikroprozessor 90 in der Form eines Mikrochips, der in einer der inneren Wände des Gehäuses 52 befestigt ist. Die Durchführung 70 der Antennenspule 68 ist wirksam mit dem Mikroprozessor 90 verbunden. Der Mikroprozessor 90 umfaßt eine Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen 95, die in einer gemusterten Anordnung vorgesehen sind, beispielsweise in acht versetzten Reihen, wobei in jeder Reihe acht fotoelektrische Zellen 95 angeordnet sind. Eine fotoelektrische Referenzzelle 97 ist an einem Ende der Anordnung 92 vorgesehen, was zu einer Anordnung 92 mit insgesamt 65 fotoelektrischen Zellen führt, wie in 7 dargestellt. Die Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen ermöglicht eine Auflösung von 64 Zuständen. Der Pitchabstand zwischen jeder Fotozelle 95 beträgt ca. ¼ der Größe einer Fotozelle 95. Ferner weist die Referenzfotozelle 97 eine Größe auf, die ungefähr der Größe des Pitch entspricht, beispielsweise ¼ der Größe einer Fotozelle 95, wodurch eine Auflösung bereitgestellt ist, die einer Bewegung von ¼ der Fotozelle entspricht.
Eine lichtemittierende Diode (LED) 100 ist wirksam mit dem Mikroprozessor 90 verbunden, und ist oberhalb und parallel beabstandet und entfernt von der Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen angeordnet. Ein Shutter 62 ist mit der inneren Oberfläche der Membran 56 verbunden und verläuft ausgehend von der Membran 56 in Längsrichtung innerhalb des Gehäuses 52. Der Shutter 62 weist eine im wesentlichen D-förmige Gestaltung auf, und verläuft in Längsrichtung zwischen der LED 100 und der Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen. Der Shutter 62 besteht aus einer Aluminiumverbindung und ist so angeordnet, daß die ebene Oberfläche des Shutters 62 direkt der Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen gegenüber liegt. Der Shutter 62 ist an der deformierbaren Membran 56 befestigt, so daß der Shutter 62 sich zusammen mit der Membran 56 bewegt. Wenn die Membran 56 in das Gehäuse 52 ausgelenkt wird (aufgrund des überwachten oder gemessenen Gewebe- oder Organparameters), verläuft der Shutter 62 über eine Anzahl von fotoelektrischen Zellen 95 in der Anordnung 92 in Längsrichtung, wobei dieser in einer direkten Beziehung mit der nach innen gerichteten Bewegung der Membran 56 steht, während diese deformiert wird. Wenn die Membran 56 nach außen, aus dem Gehäuse 52 ausgelenkt wird, bewegt sich der Shutter 62 auf ähnliche Weise in Längsrichtung von dem Ende des Gehäuses 52 zusammen mit der Membran 56 nach außen. Auf diese Weise verschattet oder blockiert der Shutter 62 eine Anzahl von fotoelektrischen Zellen 95 entsprechend dem Ausmaß der Bewegung der Membran 56. Wenn der Shutter 62 über einer bestimmten Anzahl von fotoelektrischen Zellen 95 angeordnet ist, wird das Licht von der LED 100 daran gehindert, die fotoelektrischen Zellen 95 zu erreichen, und die Signalübertragung von diesen Zellen 95 ist beeinträchtigt. Diese Anordnung bildet einen Analog-nach-Digital (A/D)-Wandler, der leistungsstark ist, weil er ein einfaches Zählen der Anzahl von Fotozellen ausführt, die als ein Maß für die Bewegung des Shutters eingeschaltet oder ausgeschaltet sind. Dadurch ist der Analog-nach-Digital-Wandler gebildet. Somit ist der Mikroprozessor 90 wirksam mit der Membran 56 verbunden.
Die fotoelektrische Referenzzelle 97 wird in keinem Fall von dem Shutter 62 verschattet oder abgedeckt, weil sie am gegenüberliegenden Ende der Anordnung 92 angeordnet ist (gegenüber der Membran 56). Der Shutter 62 und die Membran 56 sind so eingestellt, daß die fotoelektrische Referenzzelle 97 permanent der LED 100 zur Verwendung als ein Referenzsignal für den Sensor 50 ausgesetzt ist, selbst bei einer maximalen Auslenkung in das Gehäuse 52. Dennoch ist der Leistungsverbrauch der Fotozelle sehr gering.
Wie am besten in 6A dargestellt, ist der Mikroprozessor 90 eine Schaltung, bei der die Antennenspule 68 und ein Resonanzkondensator 102 als ein Resonanzoszillator für den Sensor 50 dienen. Die Antennenspule 68 empfängt übertragene RF-Signale, die von der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 gesendet werden, wie in den 8 und 9 dargestellt. Das RF-Signal, das von der Antennenspule 68 empfangen wird, ist ein Aufladesignal zum Antreiben des Mikroprozessors 90. Beim Empfangen des RF-Aufladesignals schwingen die Antennenspule 68 und der Kondensator 102 in Resonanz und laden einen Ladekondensator 114 durch die Diode 116. Beim Erreichen einer vorbestimmten Spannungsschwelle von ca. 1,2 V treibt der Kondensator 114 die LED 100 und eine Logikschaltung 91 durch eine Steuerungseinheit 104 an. Beim An treiben der LED 100 durch den Ladekondensator 114 emittiert die LED Licht für die Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen, die bei einer negativen Spannung gehalten wird.
Wie in 6B dargestellt, ist die Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen mit P₁, P₂, ... P₆₄ und P_ref bezeichnet. Jede fotoelektrische Zelle 95 (P₁-P₆₄) ist parallel mit einer Vielzahl von Komparatoren 120 verbunden, die mit C1, C2 ... C64 bezeichnet sind. Die fotoelektrische Referenzzelle 97 ist wirksam mit jedem Komparator 120 (C1-C64) verbunden, um ein Referenzsignal für jeden Komparator 120 im Vergleich zu dem Signal, das von jeder entsprechenden fotoelektrischen Zelle 95 empfangen wird, bereitzustellen. Die Logikschaltung 91 wird angetrieben und gesteuert durch die Steuerungseinheit 104 und eine Clock 106. Die Steuerungseinheit 104 ist mit jedem Komparator 120 verbunden.
Ein Puffer 126 mit einer Vielzahl von Pufferzellen 129 (insgesamt 64 Pufferzellen entsprechen jedem Komparator C1-C64) ist wirksam mit den Komparatoren 120 verbunden. Jede Pufferzelle 129 ist ein Flip-Flop oder eine Speicherzelle, das bzw. die ein Signal von ihrem jeweiligen Komparator C1-C64 erhält, wodurch sich eine Binärzahl ergibt, die 64 Zeichen lang ist (eine Folge von Einsen oder Nullen). Alle Pufferzellen 129 werden in einem einzigen Clockzyklus gefüllt und in jedem Puffer 129 ist entweder eine „0" oder „1". Nachdem alle 64 Pufferzellen 129 mit ihrer jeweiligen Binärzahl gefüllt sind, wird das digitale Signal, das alle 64 Bits repräsentiert, vermittels der Steuerungseinheit 4 zu der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 gesandt. Nach der Übertragung des digitalen Signals wird die Steuerungseinheit 104 durch die Clock 106 zurückgesetzt, und erwartet weitere Signaleingaben von der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140. Eine Verschlüsselung der Binärzahl wird von der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 bereitgestellt und weiter unten genauer beschrieben.
Beim Füllen der 64 Pufferzellen wird das digitale Signal von dem Puffer 126 übertragen und aktiviert einen Schalter 112, was zu einer Übertragung des digitalen Signals von der Antennenspule 68 zu der Antennenspule 162 der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 führt.
Ein Hauptmerkmal des Systems 30 der vorliegenden Erfindung ist, daß der Sensor 50 sowohl ein drahtloser Transponder wie auch eine Vorrichtung mit geringer Leistung ist, der trotz seiner passiven Natur eine schnelle Aktualisierungsrate aufweist, aufgrund des eingebauten Analog-nach-Digital (A/D)-Umwandlungsmechanismus, der in dem Sensor 50 verwendet wird, beispielsweise die Anordnung 92 von fotoelektrischen Zellen, die die Auslenkung der Membran 56 direkt in ein digitales Signal umwandelt, ohne einen Leistungsverbrauch, den ein herkömmlicher elektronischer A/D-Wandler benötigen würde.
Signalabfage- und Aufladevorrichtung
Wie in 8 dargestellt, dient die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 entsprechend der vorliegenden Erfindung zur Verwendung außerhalb des Körpers des Patientens oder an einer äußeren Oberfläche des Körpers des Patientens. Die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 umfaßt eine Umhüllung 145, die ein Gehäuse ist, mit einer Flüssigkeitskristallanzeige (LCD)-Anzeigeschirm 172, der in einer Öffnung in dem Gehäuse 145 angeordnet ist. Die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung, die ferner typischerweise als eine Auslese-/Auflade-Vorrichtung, eine Ausleser-/Auflader- oder eine Ausleser/Auflader-Vorrichtung bezeichnet wird, wird durch einen Stromschalter oder ein Flip-Flop 146 aktiviert, der bzw. das aus dem Gehäuse 145 hervorsteht. Die Antennenspule 162 ist wirksam mit der Antennenspule 68 des Sensors 50 mittels einer Induktionskopplung verbunden.
Wie in 9 gezeigt, wenn die Logikschaltung 91 einmal das digitale Signal von dem Sensor 50 durch die Sensorantennenspule 68 überträgt, wird die Kopplungskonstante der Ausleser-/Lader-Antennenspule 162 geändert, und dies wird von einem Tiefendetektor 168 erfasst, der wirksam mit der Ausleser-/Lader-Antennenspule 162 verbunden ist. Der Tiefendetektor 168 ist so empfindlich, daß er eine Amplitudenänderung des Signals von bis zu 0,01 % Amplitudenänderung erfasst.
Eine Auslese/Lade-Logiksteuerungseinheit 154 ist wirksam mit dem Tiefendetektor 168 verbunden, um die Schwelle für den Tiefendetektor 168 zu bestimmen. Die Logiksteuerungseinheit 154 umfaßt ferner eine Stromquelle 151, um die Komponenten der Ausleser-/Lader-Vorrichtung 140 anzutreiben.
Die Ausleser-/Lader-Schaltung 150 umfaßt ferner eine Verarbeitungseinheit 170, die wirksam mit der Logiksteuerungseinheit 154 verbunden ist. Die Verarbeitungseinheit 170 umfaßt den Algorithmus zum Konvertieren eines digitalen Signals, das von dem Sensor 50 (8) empfangen wird, in einen gemessenen Parameter für den medizinischen Parameter, den medizinischen Umstand oder die medizinische Eigenschaft, der bzw. die an dem implantierten Sensor 50 erfasst wird. Ferner umfaßt die Verarbeitungseinheit 170 einen Verschlüsselungscode zum Verschlüs seln des digitalen Signals (64 Bit Signal), unter Verwendung eines Verschlüsselungsalgorithmus, wie z. B. exklusiv-OR (XOR), RSA-Verfahren (der Firma RSA Security) usw.
Ist beispielsweise der Parameter, der gemessen wird, der hämodynamische Blutdruck innerhalb eines Organs, wie z. B. einer Herzkammer, so konvertiert die Verarbeitungseinheit 170 mit Hilfe dieses Algorithmus das digitale Signal (die Binärzahl) in einen Druckwert, sobald die Verarbeitungseinheit 170 das digitale Signal empfängt, wobei zu diesem Zweck in einer Vergleichstabelle nachgesehen oder ein analytischer Ausdruck verwendet wird, der die Beziehung zwischen der Auslenkung des Shutters 62 in dem Sensor 50 und dem äußeren Sensordruck an der Membran 56 angibt, die unten angegeben ist: P = (KD3/A2)X2 wobei P der Druckwert ist, D die Dicke der Membran ist, A der Radius der Membran ist, X die Auslenkung aus dem Gleichgewicht und K eine Konstante ist.
Die LCD-Anzeige 172 ist wirksam mit der Verarbeitungseinheit 170 zum Anzeigen des gemessenen Parameters (in dem obigen Beispiels der hämodynamische Blutdruck), der aus dem digitalen Signal in Echtzeit konvertiert wurde, verbunden.
Durch Verwendung der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 an der äußeren Oberfläche des Körpers des Patientens sind kontinuierliche Parameterabfragen (zur Bestimmung von Eigenschaften des Parameters, wie z. B. Höhe) von sowohl den Mittelwerten wie auch den aktuellen oder einzelnen Werten des abgetasteten Parameters möglich.
Beim Vermessen von Eigenschaften eines Körperfluids, wie z. B. Blut, erreicht die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 ein aktives Abfragevolumen um den Sensor 50 in einem Bereich von 5–25 cm, und bevorzugt ein aktives Abfragevolumen in einem Bereich von ca. 10–15 cm. Ferner ist es mit dem telemetrischen medizinischen System 30 mittels des Sensors 50 und der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 möglich, mehrere Abfragen pro Sekunde durchzuführen. Bevorzugt sind zwischen ca. 10–20 Abfragen pro Sekunde mit der vorliegenden Erfindung möglich.
Weitere Zusatzeinrichtungen, die mit der vorliegenden Erfindung verbunden sind, wenn diese zur Drucküberwachung in einer Herzkammer verwendet wird, umfassen eine Überwachung eines Druckbereichs von +/– 4 kPa (30 mmHg); eine Genauigkeit (bei einer Integrationszeit von 5 Millisekunden) von +/– 0,133 kPa (1 mmHg) bei einer Widerholpräzision (Integrationszeit von 5 Millisekunden) von +/– 1 mmHg. Es ist wichtig festzustellen, daß die Druckrandbedingungen einfach geändert werden können, durch eine Änderung der Größe und der Abmessungen, wie z. B. der Breite, der Membran, ohne irgendeine Änderung der Elektronik. Dies ist wichtig, um ein Anpassen der vorliegenden Erfindung an verschiedene Anwendungen zu ermöglichen, während die gleiche Gestaltung verwendet wird.
Die Steuerungseinheit 154 ist ferner wirksam mit einem Sinuswellentreiber 158 verbunden, um ein sinusförmiges Wellensignal von ca. 4–6 MHz zu erzeugen. Das sinusförmige Wellensignal wird von dem Sinuswellentreiber 158 mittels des Kondensators 160 für die Ausleser-/Lader-Antennenspule 162 erzeugt, um dieses an die Antennenspule 68 des Sensors 50 zu übertragen oder zu senden, um den Sensor 50 wie oben beschrieben anzutreiben oder aufzuladen.
Medizinische Verfahren
Wie oben beschrieben, ist das telemetrische medizinische System 30 entsprechend der vorliegenden Erfindung für nahezu jede Art von medizinischen Diagnoseverfahren nützlich, bei dem es gewünscht ist, den Sensor 50 an einem Abschnitt des Körpers, insbesondere Gewebe oder ein interessierendes Organ, zu implantieren. Das telemetrische medizinische System 30 entsprechend der vorliegenden Erfindung ermöglicht die Überwachung und die Diagnose einer Beschaffenheit des Gewebes oder Organs aus der Ferner dadurch, daß es in der Lage ist, schnell verschiedene Parameter oder Variablen irgend eines physikalischen Zustandes innerhalb des Körpers des Patientens an einem interessierenden Ort abzutasten. Da das telemetrische medizinische System 30 drahtlos ist, werden diese Verfahrensarten auf eine vollständig nicht invasive Weise mit einer minimalen Belastung für den Patienten durchgeführt.
Ein besonderes Beispiel für das telemetrische medizinische System 30 entsprechend der vorliegenden Erfindung, dessen Komponenten und deren Verfahren zur Verwendung betrifft das Gebiet der kongestiven Herzinsuffizienz (Congestive Heart Failure-CHF). CHF wird definiert als ein Zustand, in dem ein Herz 400 (10) nicht genug Blut zu anderen Organen des Patientens pumpen kann. Dies kam von verengten Arterien herrühren, die Blut dem Herzmuskel zuführen (aufgrund der koronaren Arterienerkrankung), eine Folge eines Herzinfarkts sein oder von einem myokardialen Infarkt mit Narbengewebe, das die normale Arbeit des Herzmuskels überlagert, von einem hohen Blutdruck, von einer Herzklappenerkrankung aufgrund eines postrheumatischen Fiebers (bei Klappen wie z. B. einer halbmondförmigen Klappe, einer Trikuspidklappe 417 oder einer Metralklappe 418) oder von anderen Ursachen herrühren, primärer Erkrankung des Herzmuskels selbst, Kardiomyopathie genannt, Fehlern des Herzens schon bei der Geburt, wie z. B. einer angeborenen Herzerkrankung, einer Infektion der Herzklappen und/oder des Herzmuskels selbst (Endokarditis und/oder Myokarditis).
Das kranke Herz 400 funktioniert weiter, jedoch nicht so wirksam, wie es sollte. Menschen mit CHF dürfen sich nicht anstrengen, weil sie kurzatmig und müde werden. Wenn sich ein Blutfluß aus dem Herz 400 verlangsamt, staut sich Blut, das zu dem Herz 400 durch die Venen zurückkehrt, was zu einem Blutstau in den Geweben führt. Dies führt häufig zu Schwellungen (Ödemen), am häufigsten in den Beinen und Knöcheln, jedoch möglicherweise auch in anderen Teilen des Körpers. Manchmal sammelt sich Fluid in den Lungen und überlagert mit der Atmung, was zu einer Kurzatmigkeit führt, insbesondere wenn eine Person liegt. Ein Herzfehler berührt ebenso die Fähigkeit der Nieren, Wasser und Salz abzuscheiden. Das zurückgehaltene Wasser verstärkt die Ödeme.
CHF ist die häufigste Herzerkrankung in den Vereinigten Staaten und es wird geschätzt, daß über 5 Millionen Patienten an dieser leiden. Einer der aussagekräftigeren hämodynamischen Parameter, die in einem Patienten mit CHF gemessen werden, ist der Blutdruck in dem linken Atrium 410, beispielsweise der linke Atrialdruck (LA). Dieser Parameter wird bis heute durch Einsetzen eines invasiven rechten Herzkatheters mit einem speziellen Ballonkatheter, wie z. B. dem Swan-Gantz-Katheter, gemessen.
Zum Verändern der Auswirkungen von CHF ist es daher wünschenswert, den Blutdruck in einer bestimmten Kammer (entweder dem rechten Atrium 415, der rechten Ventrikel 419, dem linken Atrium 410 oder der linken Ventrikel 420) in dem Herz 400 zu messen, wobei das telemetrische medizinische System 30 entsprechend der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Während des Durchführens eines bevorzugten Verfahrens entsprechend der vorliegenden Erfindung kann der Blutdruck direkt in dem linken Atrium 410 des Herzens 400 überwacht werden.
Daher ist es wünschenswert, den Sensor 50 an der Fossa Ovalis 407 innerhalb des Septums 405 zu implantieren.
Betreffend die spezielle Anatomie des Septums 405 weist in ca. 15 % der normalen Bevölkerung die Fossa Ovalis 407 ein schon zuvor existierendes Loch auf oder eine Öffnung, die entweder offen bleibt oder offen liegt, und das bzw. die normalerweise durch einen kleinen Gewebelappen bedeckt ist. In ca. 85 % der normalen Bevölkerung ist die Fossa Ovalis 407 vollständig verschlossen, beispielsweise gibt es kein Loch in dem Septum 405.
(1) Zugang durch einen Katheter
In Übereinstimmung mit dem Verfahren entsprechend der vorliegenden Erfindung wurde herausgefunden, daß ein Zugang über einen Katheter besonders nützlich für die Patienten der Bevölkerung ist, die schon ein zuvor existierendes Loch an der Fossa Ovalis 407 aufweisen. Bei der Durchführung dieses Verfahrens entsprechend der vorliegenden Erfindung wird daher zuerst eine transösophageale Sonde (nicht dargestellt) in den Mund des Patientens eingeführt und in dem Ösophagus angeordnet. In den meisten Fällen wird die transösophageale Ultraschallsonde ca. 30–35 cm entfernt von dem Mund angeordnet, das heißt in den meisten Fällen gerade oberhalb des Magens des Patientens angeordnet.
Unter transösophagealer Ultraschallführung wird ein Draht (nicht dargestellt) in das rechte Atrium 415 durch ein geeignetes Gefäß, wie z. B. die Vena Cava Inferior 408, geführt, wobei der Draht durch die Fossa Ovalis 407 geführt wird, indem der Gewebelappen sanft von der offenliegenden Öffnung an der Fossa Ovalis 407 angehoben wird. Ist der Draht einmal durch die Fossa Ovalis 407 eingeführt, wird der Draht durch eine der Pulmonarvenen 416 geführt, um das distale Ende des Drahtes anzuordnen, um den Draht in der Öffnung der Pulmonarvene 416 geeignet zu positionieren und zu verankern. Die Pulmonarvene 416 hat sich dementsprechend als ein sehr verläßlicher und dauerhafter Verankerungspunkt für den Draht erwiesen.
Ist der Draht einmal geeignet in der Fossa Ovalis 407 positioniert und in der Pulmonarvene 416 verankert, wird eine Katheterscheide („über-den-Draht"-Typ – nicht dargestellt) über den Draht durch das rechte Atrium 415 und die Fossa Ovalis 407 geführt und in dem linken Atrium 410 angeordnet, beispielsweise sehr nahe an der Öffnung der Pulmonarvene 416.
Ist die Katheterscheide einmal geeignet angeordnet, wird der Draht aus dem Herz 400 des Patientens entfernt und der Sensor 50 wird durch die Katheterscheide mittels einer der vielen herkömmlichen, auf Katheter beruhenden Zuführvorrichtungen (nicht dargestellt) zugeführt. Der Sensor 50 kann der Fossa Ovalis 407 somit durch irgendeine der herkömmlichen, auf Katheter beruhenden Zuführvorrichtungen zugeführt werden, die normalerweise mit implantierbaren Herzschrittmachern, Elektroden, Vorhofseptumdefekt (atrial-septal-defect-ASD)-Verschlussvorrichtungen usw. in Verbindung gebracht werden. Somit kann der Sensor 50 mit herkömmlichen Zuführvorrichtungen zugeführt werden, wie z. B. dem Zuführsystem von Amplatzer^®, hergestellt von AGA Medical Corporation aus Golden Valley, Minnesota, USA.
Nach der Anordnung der Katheterscheide wird der Sensor 50 von der Katheterscheide in der Fossa Ovalis 407 gelöst, wie am besten in 11 dargestellt. Während des Lösens verwendet der Sensor 50 die Verankerungsbeine 64 zur Verankerung des Sensors 50 an dem Septum 405, und verschließt die Öffnung an der Fossa Ovalis 407.
(2) Anterograder Zugang
Der Sensor 50 wird in der Fossa Ovalis 407 bei den Patienten, die keine schon zuvor existierende Öffnung in der Fossa Ovalis 407 aufweisen, mittels eines anterograden Zugangs angeordnet. Widerrum wird eine transösophageale Ultraschallsonde in dem Ösophagus des Patientens angeordnet, wie oben beschrieben. Unter Führung der transösophagealen Ultraschallbildgebung wird eine Öffnung in dem Septum 405 an der Fossa Ovalis 407 erzeugt, um den Sensor 50 zu setzen und anzuordnen. Somit wird die Öffnung mit einem herkömmlichen Nadelkatheter (nicht dargestellt) hergestellt, wie z. B. einem aus der Reihe von BRK-Transseptal-Nadeln, die von der Firma St. Jude Medical aus St. Paul, Minnesota, USA, hergestellt werden. Der Nadelkatheter wird daher anfangs unter transösophagealer Ultraschallführung in dem rechten Atrium 415 angeordnet und an der Fossa Ovalis 407 positioniert. An dieser Stelle durchdringt die Spitze der Nadel des Nadelkatheters die Fossa Ovalis 407, und der Katheter wird durch die Fossa Ovalis 407 in das linke Atrium 410 durch die neu erzeugte Öffnung in der Fossa Ovalis 407 mittels des Nadelkatheters eingebracht. Ist die Öffnung in der Fossa Ovalis 407 einmal erzeugt, wird der Sensor 50 mit der Zuführvorrichtung eingebracht, z. B. durch die oben beschriebene Zuführvorrichtung, und in der Öffnung der Fossa Ovalis angeordnet, wie in 11 gezeigt. Beim Einsetzen der Verankerungsbeine 64 wird die Öffnung in der Fossa Ovalis 407 um das Sensorgehäuse 52 verschlossen, und der Sensor 50 an dem Septum 405 auf eine sichere Weise befestigt.
Es ist wichtig festzustellen, daß die transösophageale Ultraschallbildgebung für sowohl den Zugang über einen Katheter wie auch den anterograden Zugang verwendet wird, wie oben in Übereinstimmung mit jedem Verfahrensschritt der vorliegenden Erfindung beschrieben. Da beide Verfahren entsprechend der vorliegenden Erfindung unter Verwendung einer transösophagealen Ultraschallführung durchgeführt werden können, sind andere Bildgebungsarten, wie z. B. eine Durchleuchtung, nicht notwendig. Daher können die Verfahren der vorliegenden Erfindung in einer Ambulanz oder Arztpraxis an einem Bett durchgeführt werden. Durch die Beseitigung der Notwendigkeit einer Durchleuchtung beseitigt das Verfahren entsprechend der vorliegenden Erfindung ferner die Notwendigkeit, die Prozedur in einem Katheterlabor durchzuführen, wodurch die Prozedur nur zeitaufwändiger und teuerer wird und der Patient zusätzliche Zeit aufbringen muss und zusätzlichen Belastungen unterworfen ist.
Nachdem der Sensor 50 in dem Septum 405 des Patientens implantiert ist, wird der Patient mit einer Standardbehandlung versehen, um eine übermäßige Gerinnung oder eine Endothelialisierung zu verhindern. Beispielsweise ist es übliche Praxis, Aspirin und/oder ein Mittel gegen Blutgerinnung, wie z. B. Heparin, für einen Zeitraum von 6 Monaten zu verschreiben.
Durch eines der oben beschriebenen Verfahren wird der Sensor 50 an dem Septum 405 befestigt, um eine Echtzeit-Drucküberwachung in dem linken Atrium 410 durchzuführen. Da der Sensor 50 ein drahtloser Transponder und ein batteriebetriebener Empfänger für geringe Leistung ist, beeinträchtigt der Sensor 50 nicht die natürliche Funktion des Herzens 400 und ist wirklich minimal invasiv.
Durch Verwendung der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 an der äußeren Oberfläche des Körpers des Patientens sind kontinuierliche Druckabfragen von sowohl den Mittelwerten wie auch den Pulswerten des Druckes in dem linken Atrium 410 möglich, die von dem Sensor 50 zur Verfügung gestellt werden.
Mit dem telemetrischen System 30 erreicht die Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 ein aktives Abfragevolumen um den Sensor 50 in einem Bereich, der zwischen 5–25 cm liegt, und bevorzugt ein aktives Abfragevolumen, das in einem Bereich von ca. 10–15 cm liegt. Ferner ist es mit dem Sensor 50 und der Signalabfrage- und Aufladevorrichtung 140 möglich, mehrere Abfragen pro Sekunde durchzuführen. Bevorzugt sind ca. 10–20 Abfragen pro Sekunden mit der vorliegenden Erfindung möglich.
Weitere Zusatzeinrichtungen, die mit der vorliegenden Erfindung verbunden sind, wenn diese als eine Drucküberwachung in einer Herzkammer verwendet wird, umfassen das Überwachen eines Druckbereichs von +/– 4 kPa (30 mmHg); und eine Genauigkeit (bei 5 Millisekunden Integrationszeit) von +/– 0,133 kPa (1 mmHg) und eine Wiederholpräzision (bei 5 Millisekunden Integrationszeit) von +/– 1 mmHg.
Obwohl bevorzugte Ausführungsformen in dieser Schrift oben unter Bezug auf ein medizinisches System, Vorrichtungen, Komponenten und Verfahren zur Verwendung beschrieben sind, ist verständlich, daß die Grundsätze der vorliegenden Erfindung in anderen Arten von Objekten ebenso verwendet werden können. Die bevorzugten Ausführungsformen werden beispielhaft beschrieben, und der volle Bereich der Erfindung ist nur durch die Ansprüche beschränkt.

Claims

Signalabfrage- und Aufladevorrichtung und eine implantierbare telemetrische medizinische Sensorkombination, wobei die Kombination aufweist: (i) einen telemetrischen medizinischen Sensor (50) umfassend (a) ein Gehäuse (52), (b) eine Membran (56) an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Antwort auf den Parameter deformierbar ist, und (c) einen Mikrochip (90), der innerhalb des Gehäuses (52) angeordnet ist und wirksam mit der Membran (56) verbunden ist, um ein Signal, das indikativ für den Parameter ist, zu übertragen, wobei das Signal ein digitales Signal ist und der Mikrochip (90) eine Anordnung (92) fotoelektrischer Zellen (95) aufweist, (d) eine LED (100) zum Übertragen von Licht zu den fotoelektrischen Zellen (95) und (e) einen Shutter (62), der mit der Membran (56) verbunden und als Antwort auf eine Deformation der Membran (56) zwischen den fotoelektrischen Zellen (95) und der LED (100) beweglich ist, (ii) eine Signalabfrage- und Aufladevorrichtung (140) umfassend: (a) ein Gehäuse (145) und (b) eine Schaltung (150), die innerhalb des Gehäuses angeordnet ist und eine Logiksteuerungseinheit (154) und eine Verarbeitungseinheit (170) aufweist, wobei die Logiksteuerungseinheit (154) verwendet wird, um ein Antriebssignal zu dem telemetrischen medizinischen Sensor (50) zu senden, um den Sensor aus der Ferne anzutreiben, und um ein von dem Sensor (50) übertragenes Signal zu empfangen, und wobei die Verarbeitungseinheit (170) wirksam mit der Steuerungseinheit (154) verbunden ist, um das durch den Sensor übertragene Signal in den gemessenen Parameter umzuwandeln.
Kombination nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination eine Antennenspule (162) aufweist, um das Antriebssignal zu senden und das übertragene Signal von dem Sensor (150) zu empfangen.
Kombination nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Antennenspule (162) induktiv mit dem Sensor (150) gekoppelt ist.
Kombination nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltung (150) um den Sensor herum ein aktives Abfragevolumen von ungefähr 5–25 cm aufweist.
Kombination nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das aktive Abfragevolumen ungefähr 10–15 cm beträgt.
Kombination nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltung (150) mehrere Abfragen pro Sekunde von dem Sensor durchführt.
Kombination nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß pro Sekunde 10–20 Abfragen durchgeführt werden.
Kombination nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination eine Anzeige (172) zum Anzeigen des gemessenen Parameters aufweist.
Kombination nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeige ein LCD-Bildschirm (172) ist.
Kombination nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination einen Sinuswellentreiber (158) aufweist, der wirksam mit der Steuerungseinheit (154) verbunden ist, um das Antriebssignal zu dem Sensor (50) zu senden.
Kombination nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Antriebssignal ein sinusförmiges Wellensignal ist, das eine Frequenz von 4–6 MHz aufweist.
Kombination nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinheit (170) das übertragene Signal dekodiert.
Kombination nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinheit (170) einen Algorithmus zum konvertieren des übertragenden Signals in einen gemessenen Parameter aufweist.
Kombination nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination eine LCD zum Anzeigen des gemessenen Parameters aufweist.
Kombination nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß der Parameter der hämodynamische Blutdruck ist.
Kombination nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination einen Tiefendetektor (168) zum Empfangen des übertragenen Signals aufweist.
Kombination nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß der Tiefendetektor (168) eine Amplitudenänderung des übertragenen Signals von bis zu 0.01 % detektiert.
Kombination nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination eine Stromquelle (151) aufweist, die wirksam mit der Schaltung (150) verbunden ist.
Kombination nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Kombination einen Stromschalter (146) aufweist, um die Vorrichtung zu aktivieren oder zu deaktivieren.