DE60129101T2

DE60129101T2 - Telemetrisches medizinisches System

Info

Publication number: DE60129101T2
Application number: DE60129101T
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: 2008-02-28
Anticipated expiration: 2021-12-18
Also published as: US6636769B2; IL146960A0; CA2365211A1; EP1216652B1; IL146960A; HK1045089B; EP1216652A3; US20020077671A1; DE60129101D1; AU780642B2; KR20020048893A; EP1216652A2; ES2287086T3; PT1216652E; DK1216652T3; JP3971178B2; ATE365498T1; JP2002224052A; HK1045089A1; CY1106864T1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft im allgemeinen telemetrische medizinische Vorrichtungen. Genauer betrifft die vorliegende Erfindung ein neues telemetrisches medizinisches System, das zu vielen medizinischen Anwendungen in der Lage ist, einschließlich des Messens eines Parameters innerhalb des Körpers eines Patienten, insbesondere eines Organs. Eine solche Anwendung der vorliegenden Erfindung ist als ein implantierbares telemetrisches endokardiales Drucksystem, seine zugeordneten neuen Komponenten und deren neue Einsatzverfahren.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Im allgemeinen ist der Einsatz implantierbarer medizinischer Sensoren in einem Patienten bekannt. Ein Beispiel eines implantierbaren Sensors ist in dem US-Patent 4,815,469 (Cohen u.a.) offenbart. Die Offenbarung ist auf einen implantierbaren medizinischen Sensor gerichtet, welcher den Sauerstoffgehalt von Blut bestimmt. Der Sensor umfaßt eine miniaturisierte Hybridschaltung, welche lichtemittierenden Dioden, Einrichtung mit Phototransistoren und ein Substrat umaßt, auf das die eine Einrichtung mit lichtemittierenden Dioden und die eine Einrichtung mit Phototransistoren in einem gewünschten Schaltungsaufbau angebracht sind. Die Hybridschaltung ist hermetisch innerhalb eines zylindrischen Körpers versiegelt, der aus einem Material hergestellt ist, welches für Licht im wesentlichen durchlässig ist, so wie Glas. Herausgeführte Anschlüsse bilden Mittel zum Herstellen einer elektrischen Verbindung mit der Hybridschaltung. Die eine Einrichtung mit lichtemittierenden Dioden wird mit einem treppenstufenartigen Strompuls getrieben. Der Zweck des Sensors ist es, die reflektierenden Eigenschaften von Körperfluid, so wie Blut, für die spektrophotometrische Analyse abzufühlen. Bei einer Ausführungsform ist der Sensor innerhalb einer zweilumigen Herzschrittmacherleitung eingebettet und nahe dem distalen Ende der Leitung angeordnet, so daß der Sensor sich innerhalb des Herzens befindet, wenn die Leitung in einen Patienten implantiert ist, so daß es möglich wird, daß der abgefühlte Sauerstoffgehalt des Blutes innerhalb des Herzens ein physiologischer Parameter ist, der verwendet werden kann, um das Schrittintervall eines auf den Herzschlag antwortenden Schrittmachers zu steuern.
Das US-Patent 5,353,800 (Pahndorf u.a.) offenbart ein implantierbare Drucksensorleitung, welche eine hohle Nadel hat, die dazu ausgelegt ist, daß sie in das Herz eines Patienten eingeschraubt wird. Der Drucksensor wird durch Leiter in dem Sensor mit elektrischer Energie versorgt.
Es gibt Fälle, in denen das dauerhafte Positionieren des Sensors nötig ist. Ein solcher Fall ist zum Beispiel im US-Patent 5,404,877 (Nolan u.a.) offenbart. Ein leitungsfreier implantierbarer Alarm für Herzarrhythmien ist offenbart, der kontinuierlich die Herzfunktion eines Patienten bewertet, um zwischen normalem und anomalem Arbeiten des Herzens zu unterscheiden, und, beim Erfassen eines anomalen Zustandes, ein den Patienten warnendes Signal zu erzeugen. Der Alarm ist in der Lage, Impedanzmessungen des Herzens, der Atmung und der Bewegung des Patienten abzufühlen und aus diesen Messungen ein Alarmsignal zu erzeugen, wenn die Messungen das Auftreten einer Herzarrhythmie anzeigen. Es ist wichtig anzumerken, daß der Sensor ein Antennensystem mit einem Spuleninduktor zum Erzeugen eines elektromagnetischen Feldes in dem Gewebe verwendet, um Änderungen in der Impedanz zu erfassen, die sich auf ein physiologisches Phänomen beziehen. Zum Beispiel wird die Größe des Induktors vorab ausgewählt, um zu den Abmessungen des Organs oder der Struktur, bei der gemessen werden soll, zu passen.
Es gibt auch mehrere bekannte implantierbare Vorrichtungen, welche Telemetrie für das Senden oder Empfangen von Daten von einer externen Vorrichtung benutzen. Eine solche Vorrichtung ist zum Beispiel das System, das in dem US-Patent 6,021,352 (Christopherson u.a.) offenbart ist. Die Vorrichtung benutzt einen Drucksensor als Transeducer zum Abfühlen der Atemleistung des Patienten. Die Information über die Atemwellenform wird an einem implantierbaren Pulsgenerator(IPG)/Simulator von einem Transducer empfangen, und der IPG sorgt für eine synchrone Simulation des Einatmens.
Eine weitere telemetrische implantierbare Vorrichtung ist in dem US-Patent 5,999,875 (Weijand u.a.) offenbart. Diese Referenz offenbart ein Telemetriesystem zur Verwendung mit implantierbaren Vorrichtungen, so wie Herzschrittmachern und dergleichen, für die Zweiwege-Telemetrie zwischen der implantierten Vorrichtung und einem externen Programmiergerät.
Das System benutzt Oszillatoren mit codierenden Schaltungen für das synchrone Senden von Datensymbolen, wobei die Symbole den telemetrischen Träger bilden. Das System stellt Schaltungen für das Datencodieren sinusartiger Symbole mit höherer Dichte zur Verfügung, einschließlich Kombinationen aus BPSK-, FSK- und ASK-Codierung. Ausführungsformen für Sender sowohl für die implantierte Vorrichtung als auch für das externe Programmiergerät, ebenso wie Modulator- und Demodulatorschaltungen, werden auch offenbart. Es ist wichtig anzumerken, daß die implantierte Vorrichtung ihre eigene Energieversorgung in der Form einer Batterie zum Betreiben der gesamten Schaltung und der Komponenten der implantierten Vorrichtung hat.
In der US 5,833,603 ist ein telemetrisches medizinisches System des Typs offenbart, wie er in dem einleitenden Teil des beigefügten Anspruchs 1 aufgeführt ist.
Es ist auch wichtig anzumerken, daß es bis heute kein telemetrisches medizinisches System gegeben hat, das wegen seiner Komponenten und der Einfachheit ihrer Verwendungen ein hochgradig effizientes System ist, wobei extrem genaue Information im Hinblick auf einen gemessenen Parameter in dem Körper eines Patienten zur Verfügung gestellt wird.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist auf ein neues telemetrisches medizinisches System zum Einsatz bei verschiedenen medizinischen Anwendungen gerichtet, so wie dem Überwachen medizinischer Zustände oder dem Messen von Parameter innerhalb eines Körpers eines Patienten bei unterschiedlichen Organtypen, einschließlich Gewebe, ebenso wie ihrer Funktion.
Die vorliegende Erfindung ist ein telemetrisches medizinisches System, das einen telemetrischen medizinischen Sensor zum Implantieren in den Körper eines Patienten zum Messen eines Parameters in diesem aufweist. Der Sensor weist eine Gehäuse und eine Membran an einem Ende des Gehäuses auf, wobei die Membran als Antwort auf den Parameter deformierbar ist. Ein Mikroprozessor, der in der Form eines Mikrochips vorliegt, ist innerhalb des Gehäuses angeordnet und kommuniziert betrieblich mit der Membran zum Senden eines Signals, das sich auf den Parameter bezieht. Das Signal, das von dem Sensor gesendet wird, ist ein digitales Signal.
Das System weist weiterhin eine Signal-Lese- und -Ladevorrichtung auf, die außerhalb des Körpers eines Patienten zur Kommunikation mit dem Sensor anzuordnen ist. Die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung weist ein Gehäuse und eine Schaltung innerhalb des Gehäuses auf. Die Schaltung weist eine logische Steuereinheit und eine Verarbeitungseinheit auf, die betrieblich mit der logischen Steuereinheit verbunden ist. Die logische Steuereinheit dient zum Senden eines anregenden Signals an den Sensor, optional mittels eines Sinuswellentreibers, der betrieblich mit der Steuereinheit verbunden ist, um den Sensor fernanzuregen. Die logische Steuereinheit, optional mittels eines Tiefendetektors, dient auch zum Empfangen des gesendeten Signals von dem Sensor. Die Verarbeitungseinheit ist betrieblich mit der logischen Steuereinheit zum Umwandeln des gesendeten Signals in den gemessenen Parameter verbunden.
Das anregende Signal kann ein sinusartiges Wellensignal mit ungefähr 4-6 MHz sein. Die Verarbeitungseinheit kann eine Energiequelle, die betrieblich mit der Schaltung verbunden ist, und einen Leistungsschalter zum Aktivieren und Deaktivieren der Vorrichtung umfassen.
Die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung kann auch eine Antennenspule zum Senden des anregenden Signals an den Sensor und zum Empfangen des gesendeten digitalen Signals von dem Sensor umfassen. Die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung kann auch eine Anzeige umfassen, welche ein LCD-Schirm sein kann, um den gemessenen Parameter anzuzeigen. Bevorzugt decodiert die Verarbeitungseinheit das gesendete Signal.
Der Mikroprozessor, der in der Form eines Mikrochips vorliegt, weist eine Anordnung aus photoelektrischen Zellen auf, die in abgestuften Zeilen angeordnet sein können. Die Anordnung kann auch eine photoelektrische Referenzzelle umfassen, die sich an einem Ende der Anordnung befindet. Eine lichtemittierende Diode (LED) sendet Licht an die photoelektrischen Zellen und, wenn die Anordnung eine photoelektrische Referenzzelle umfaßt, an die photoelektrische Referenzzelle.
Der Sensor weist weiter eine Blende auf, die mit der Membran verbunden ist und zwischen den photoelektrischen Zellen und der LED als Antwort auf das Deformieren der Membran bewegbar ist. Der Sensor kann derart angeordnet sein, daß die photoelektrische Referenzzelle nicht von der Blende blockiert wird und dem Licht, das von der LED ausgesendet wird, ausgesetzt bleibt.
Der Mikrochip kann weiter eine Vielzahl Komparatoren, die betrieblich mit den photoelektrischen Zellen verbunden sind, und einen Puffer, der betrieblich mit den Komparatoren zum Speichern und Senden des digitalen Signals verbunden ist, aufweisen. Ein Puffer kann betrieblich mit den Komparatoren zum Speichern und Senden des Signals verbunden sein. Der Sensor kann weiter eine Antenne in der Form einer Spule aufweisen, die betrieblich mit dem Mikrochip verbunden ist, wobei sich die Antenne außerhalb des Gehäuses befindet. Als Alternative kann die Antenne innerhalb des Gehäuses des Sensors angeordnet werden.
Die vorliegende Erfindung wird vollständiger aus der folgenden genauen Beschreibung ihrer bevorzugten Ausführungsformen verstanden, die zusammen mit den Zeichnungen gesehen werden sollte, in denen:
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 eine schematische Veranschaulichung eines telemetrischen implantierbaren medizinischen Sensors gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
2 eine Draufsicht auf den Sensor der 1 ist;
3 eine schematische Veranschaulichung einer alternativen Ausführungsform des Sensors der 1 ist, der ein abgeschrägtes distales Ende mit wendelartigen Gewindegängen und eine gewebedurchstechende Spitze zum Verankern in dem Gewebe hat;
4 eine weitere alternative Ausführungsform des Sensors der 1 ist, die ein abgeschrägtes Ende mit gewebedurchstechender Spitze und eine Vielzahl gewebedurchstechender Widerhaken darauf hat;
5 eine teilperspektivische Ansicht des Sensors der 1 ist, wobei einige Teile entfernt sind, um die inneren Komponenten des Sensors freizulegen;
6A ein schematisches Schaubild ist, das eine Mikroprozessorschaltung für den Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung veranschaulicht;
6B ein schematisches Schaubild ist, das eine logische Schaltung für die Mikroprozessorschaltung der 6A veranschaulicht;
7 eine schematische Veranschaulichung ist, die eine Anordnung photoelektrischer Zellen für den Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt;
8 eine schematische Veranschaulichung ist, die das telemetrische System gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt, welches den Sensor der 1 und eine Signal-Lese- und -Ladevorrichtung, die sich entfernt vom Sensor befindet und mit diesem kommuniziert, umfaßt;
9 ein schematisches Schaubild ist, welches eine Lese/Ladeschaltung für die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung der 8 veranschaulicht,
10 eine schematische Veranschaulichung des Herzens eines Patienten ist; und
11 eine schematische Veranschaulichung ist, welche den Sensor vollständig innerhalb einer Gewebeöffnung eingesetzt gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung betrifft ein neues telemetrisches medizinisches System 30, wie es schematisch in 8 veranschaulicht ist, ebenso wie seine neuen Komponenten und Einsatzverfahren, die bei vielen medizinischen Anwendungen verwendbar sind, wie es hierin erläutert und gezeigt wird.
Ein Aspekt des Systems 30 der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Eigenschaft oder einen Parameter (oder eine Anzahl verschiedener Parameter, einschließlich der Größe irgendeines Parameters) innerhalb des Körpers eines Patienten oder innerhalb eines Organs oder Gewebes des Körpers eines Patienten aus der Ferne abzufühlen und zu messen, durch den Einsatz eines neuen implantierbaren telemetrischen medizinischen Sensors 50, der vollständig kabellos ist, und eine neue Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140, die betrieblich mit dem Sensor 50 kommuniziert.
Telemetrischer Sensor
Wie es schematisch in 1 veranschaulicht ist, weist der Sensor 50 ein Gehäuse 52 auf, das aus einem biokompatiblen Material, so wie Polysilicon oder Titan, hergestellt ist. Das Gehäuse 52 hat bevorzugt eine zylindrische Form, obwohl irgendein Typ einer Form für das Gehäuse 52 akzeptabel ist. Das Gehäuse 52 hat eine ungefähre Länge im Bereich zwischen 4-5 mm und einen ungefähren Durchmesser im Bereich von 2.5-3 mm. Das Gehäuse 52 kann auch kleiner sein, z. B. 3 mm lang und mit einem Außendurchmesser von 1-2 mm. Das Gehäuse 52 umfaßt zylindrische Wände, die ungefähr 250 μm dick sind. Eine flexible Membran 56, die aus einem deformierbaren Material hergestellt ist, ist an einem Ende des Gehäuses 52 befestigt. Eine Kerbe 58 und eine Umfangsnut 60 sind auf einer Außenfläche des Gehäuses 52 zum Vereinfachen des Einführens und Implantierens des Sensors 50 vorgesehen.
Die Membran 56 ist aus einem flexiblen oder deformierbaren Material, so wie Polysilicongummi oder Polyurethan, hergestellt. Die Membran 56 hat eine ungefähre Dicke von 20 μm und hat einen Durchmesser, der im Bereich ungefähr 1.5-2 mm liegt. Die Membran 56 ist normalerweise vom Gehäuse 52 aufgrund des Innendrucks innerhalb des Gehäuses 52 nach außen vorbelastet. Die Membran 56 ist gezwungen, sich in das Gehäuse 52 nach innen zu wölben, wann immer der Druck außerhalb des Gehäuses 52 den Innendruck innerhalb des Gehäuses 52 übersteigt.
Da die Membran 56 deformierbar und normalerweise von dem Gehäuse 52 nach außen vorbelastet ist, antwortet die Membran 56 direkt auf die Umgebung des Gewebes oder Organs, das nach einer bestimmten Eigenschaft oder einem Parameter überwacht und/oder gemessen wird. Als Antwort auf sogar die geringsten Änderungen bei diesen Eigenschaften oder Parameter deformiert sich die Membran 56 nach innen auf das Innere des Gehäuses 52 zu. Demgemäß gibt es eine direkte Beziehung oder Entsprechung zwischen irgendeiner Änderung bei der gemessenen Eigenschaft oder dem Parameter und der Größe oder dem Grad der deformierenden Wirkung oder der Bewegung der Membran 56.
Es ist wichtig anzumerken, daß die Membran 56 eine relativ groß bemessene Fläche im Vergleich zu Festkörpermembranvorrichtungen, so wie piezoelektrischen Sensoren oder unter Verwendung von Membranen hergestellten Speicherchips hat. Demgemäß sind die Anforde rungen der Elektronik des Sensors 50 weniger fordernd. Zusätzlich hat die Membran 56 eine viel größere Ablenkung als die der Festkörpermembran.
Der Sensor 50 umfaßt auch eine Antennenspule 68, die betrieblich mit den inneren Komponenten des Sensors 50 über eine Antennenleitung 70 verbunden ist. Die Antennenspule 68 ist eine Induktionsspule mit einer spiraligen Spulenausgestaltung. Das Material, das als Antennendraht verwendet wird, hat einen Silbergehalt von ungefähr 90 % mit einem Mantel aus Platin-Iridium mit ungefähr 10 % Anteil. Die Antennenspule 68 ist bevorzugt aus 20-25 Wicklungen eines Drahtes mit 30 μm Dicke hergestellt. Der äußere Durchmesser der Antenne ist 1.5-2.0 cm (2).
Demgemäß besitzt die Antennenspule 68 aufgrund dieser Merkmale eine sehr geringe parasitäre Kapazität. Zusätzlich hat die Antennenspule 68 wegen ihres Drahtes mit Silber/Platinanteil extrem hohe Leitfähigkeit und ist außerordentlich flexibel.
Obwohl die Antenne 68 so beschrieben ist, daß sie außerhalb des Gehäuses 52 ist, ist es richtig innerhalb des Umfangs der Erfindung, daß sie irgendeinen Typ einer geeigneten Antenne umfaßt, so wie eine Antenne, die in dem Gehäuse 52 enthalten ist.
Der Sensor 50 umfaßt weiter Ankerbeine 64, die federnd zum Außenraum des Gehäuses 52 vorbelastet sind. Die Anzahl der Ankerbeine 64 kann abhängig von dem gewünschten Grad der Verankerung der Geographie der Anatomie, in der der Sensor 50 angeordnet werden soll, variieren. Die Ankerbeine 64 sind aus Draht hergestellt, wobei metallisches Material mit Formgedächtnis verwendet wird, so wie eine Nickel-Titan-Legierung (NiTinol). Die Ankerbeine 64 haben eine konkave Ausgestaltung mit einem Krümmungsradius, der sich in das Gewebe oder Organ krümmt, in dem der Sensor 50 verankert werden soll. Weitere geeignete Ausgestaltungen für die Ankerbeine 64 werden hier auch in Betracht gezogen.
Wenn gewünscht, wird der Sensor 50 mit einem nicht thrombogenen oder antikoagulierenden Mittel, so wie Heparin, vor dem Implantieren beschichtet, um Thrombose, Gerinnung usw. vorzubeugen.
3 veranschaulicht eine alternative Ausführungsform des Sensors 50 mit einem abgeschrägten Ende 54 an dem Gehäuse 52. Das abgeschrägte Ende 54 hat eine gewebedurchste chende Spitze 55 und wendelartige Gewindegänge 57, die an einer Außenfläche des abgeschrägten Endes 54 angeordnet sind, um das direkte Verankern des abgeschrägten Endes 54 des Gehäuses 52 durch direktes Eindrehen in Gewebe zu vereinfachen.
4 veranschaulicht eine weitere alternative Ausführungsform des Sensors 50, die eine Vielzahl von Gewebewiderhaken 59 umfaßt, die an dem abgeschrägten Ende 54 des Gehäuses 52 befestigt sind. Die Widerhaken 59 haben eine gewebedurchstechende Spitze, die nach außen weg von der gewebedurchstechenden Spitze 55 gekrümmt ist. Demgemäß greifen die Gewebewiderhaken 59 zusammen mit der gewebedurchstechenden Spitze 55 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 Innenwände des Gehäuses 52 befestigt ist. Die Leitung 70 der Antennenspule 68 ist betrieblich mit dem Mikroprozessor 90 verbunden. Der Mikroprozessor 90 umfaßt eine Anordnung 92 aus photoelektrischen Zellen 95, die in einer gemusterten Ausgestaltung angeordnet sind, z. B. acht versetzte Zeilen, wobei acht photoelektrische Zellen 95 in jeder Zeile enthalten sind. Eine photoelektrische Referenzzelle 97 befindet sich an einem Ende der Anordnung 92, was zu einer Anordnung 92 mit insgesamt 65 photoelektrischen Zellen führt, so wie es in 7 veranschaulicht ist. Die Anordnung 92 aus photoelektrischen Zellen stellt 64 Grade der Auflösung zur Verfügung. Der Abstand zwischen den Photozellen 95 beträgt ungefähr ¼ der Größe einer Photozelle 95. Zusätzlich hat die Referenzphotozelle 97 eine Abmessung, die ungefähr die Größe des Abstandes ist, z. B. ¼ der Größe einer Photozelle 95, was somit zu einer Auflösung führt, die gleich einer Bewegung über ¼ der Photozelle entspricht.
Eine lichtemittierende Diode (LED) 100 ist betrieblich mit dem Mikroprozessor 90 verbunden und ist oberhalb und parallel beabstandet und weg von der Anordnung 92 der photoelektrischen Zellen angeordnet. Eine Blende 62 ist mit der Innenfläche der Membran 56 verbunden und erstreckt sich in Längsrichtung von der Membran 56 innerhalb des Gehäuses 52. Die Blende 62 hat eine im wesentlichen D-förmige Ausgestaltung und erstreckt sich in Längsrichtung zwischen der LED 100 und der Anordnung 92 der photoelektrischen Zellen. Die Blende 62 ist aus einer Aluminiumlegierung hergestellt und ist derart positioniert, daß die planare Oberfläche der Blende 62 direkt der Anordnung 92 der photoelektrischen Zellen zugewandt ist. Die Blende 62 ist an der deformierbaren Membran 56 derart befestigt, daß sich die Blende 62 zusammen mit der Membran 56 bewegt. Wenn demgemäß die Membran 56 nach innen in das Gehäuse 52 abgelenkt wird (aufgrund des überwachten oder gemessenen Parameters des Gewebes oder Organs), erstreckt sich die Blende 62 über eine Anzahl der photoelektrischen Zellen 95 in der Anordnung 92 mit direktem Bezug zu der nach innen gerichteten Bewegung der Membran 56, wenn sie deformiert wird. Gleichermaßen, wenn die Membran 56 nach außen vom Gehäuse 52 abgelenkt wird, bewegt sich die Blende 52 in Längsrichtung von dem Ende des Gehäuses 52 zusammen mit der Membran 56 nach außen. Dementsprechend verdunkelt oder blockiert die Blende 62 eine Anzahl der photoelektrischen Zellen 95 entsprechend dem Grad der Bewegung der Membran 56. Wenn somit die Blende 62 über einer bestimmten Anzahl photoelektrischer Zellen 95 positioniert ist, ist Licht aus der LED 100 daran gehindert, die photoelektrischen Zellen 95 zu erreichen, und beeinflußt die Signalübertragung von diesen Zellen 95. Diese Anordnung bildet eine Analog-Digital(A/D)-Wandlung, die leistungseffektiv ist, da es als ein Maß für die Bewegung der Blende ein einfaches Zählen der Anzahl der Photozellen, die ein oder aus sind, gibt. Daher die Analog-Digital-Wandlung. Demgemäß kommuniziert der Mikroprozessor 90 betrieblich mit der Membran 56.
Die photoelektrische Referenzzelle 97 wird niemals von der Blende 62 verdunkelt oder abgedeckt, da sie sich an dem entfernten Ende (dem Ende weg von der Membran 56) der Anordnung 90 befindet. Die Blende 62 und die Membran 56 sind derart kalibriert, daß selbst bei maximaler Ablenkung nach innen in das Gehäuse 52 dies dazu führt, daß die photoelektrische Referenzzelle 97 andauernd der LED 100 für die Verwendung als ein Referenzsignal für den Sensor 50 ausgesetzt ist. Damit ist die Energiedissipation der Photozelle sehr gering.
Wie es am besten in 6A gezeigt ist, ist der Mikroprozessor 90 eine Schaltung, bei der die Antennenspule 68 und ein Resonanzkondensator 102 als ein resonierender Oszillator für den Sensor 50 arbeiten. Die Antennenspule 68 empfängt gesendete HF-Signale, die von der Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 geschickt worden sind, wie es in den 8 und 9 veranschaulicht ist. Das HF-Signal, das an der Antennenspule 68 empfangen wird, ist ein Ladesignal zum Versorgen des Mikroprozessors 900 mit Energie. Nachdem das HF-Ladesignal empfangen ist, resonieren die Antennenspule 68 und der Kondensator 102 und laden einen Ladungskondensator 114 durch die Diode 116. Nachdem ein vorbestimmter Schwellenwert für die Spannung von ungefähr 1.2 V erreicht ist, versorgt der Kondensator 114 die LED 100 und eine logische Schaltung 91 durch die Steuereinheit 104. Nach dem Versorgen der LED 100 mit Energie durch den geladenen Kondensator 114 sendet die LED Licht an die Anordnung 92 der photoelektrischen Zellen, die auf einer negativen Spannung gehalten wird.
Wie in 6B veranschaulicht ist, ist die Anordnung 92 der photoelektrischen Zellen mit P₁, P₂, ... P₆₄ bzw. P_ref bezeichnet. Jede photoelektrische Zelle 95 (P₁-P₆₄) ist parallel zu einer Vielzahl von Komparatoren, die mit C1, C2, ... C64 bezeichnet sind, geschaltet. Die photoelektrische Referenzzelle 97 ist betrieblich mit jedem Komparator 120 (C1-C64) zum Liefern eines Referenzsignals an jeden Komparator 120 im Vergleich zu dem Signal, das von jeder jeweiligen photoelektrischen Zelle 95 empfangen worden ist, verbunden. Die logische Schaltung 91 wird von der Steuereinheit 104 und einer Uhr 106 mit Energie versorgt und gesteuert. Die Steuereinheit 104 ist mit jedem Komparator 120 verbunden.
Ein Puffer 126 mit einer Vielzahl von Pufferzellen 129 (insgesamt vierundsechzig Pufferzellen entsprechend jedem Komparator C1-C64) ist betrieblich mit den Komparatoren 120 verbunden. Jede Pufferzelle 129 ist ein Flip-Flop oder eine Speicherzelle, die ein Signal von ihrem jeweilige Komparator C1-C64 empfangt, was zu einer binären Zahl führt, die vierundsechzig Ziffern lang ist (eine Reihe aus Einsen oder Nullen). Alle Pufferzellen 129 werden in einem einzigen Taktzyklus gefüllt, und jede Pufferzelle 129 enthält entweder "0" oder "1". Nachdem alle 64 Pufferzellen 129 mit ihrer jeweiligen binären Zahl gefüllt worden sind, wird das digitale Signal, das alle vierundsechzig Bits darstellt, von der Steuereinheit 104 an die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 geschickt. Nach dem Senden des digitalen Signals wird die Steuereinheit 104 durch die Uhr 106 zurückgesetzt, so daß sie auf weitere Signaleingaben von der Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 wartet. Das Verschlüsseln der binären Zahl geschieht durch die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140, die in weiteren Einzelheiten hiernach beschrieben ist.
Nach dem Füllen der vierundsechzigsten Pufferzelle wird das digitale Signal von dem Puffer 126 gesendet und aktiviert einen Schalter 112, was zu einer Übertragung des digitalen Signals von der Antennenspule 68 zu der Antennenspule 162 der Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 führt.
Ein Hauptaspekt des Systems 30 der vorliegenden Erfindung ist, daß der Sensor 50 sowohl ein kabelloser Transponder als auch ein schwach gespeistes Bauteil ist, das trotz seiner passiven Natur zu einer schnellen Aktualisierungsrate in der Lage ist, aufgrund des inherenten Analog-Digital(A/D)-Umwandelmechanismus, der in dem Sensor 50 benutzt wird, z. B. der Anordnung 92 der photoelektrischen Zellen, die direkt die Ablenkung der Membran 56 in ein digitales Signal umwandelt, ohne Energieverbrauch, wie es für einen herkömmlichen elektronischen A/D-Wandler erforderlich wäre.
Signal-Lese- und -Ladevorrichtung
Wie in 8 veranschaulicht, ist die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 gemäß der vorliegenden Erfindung für die Verwendung außerhalb des Körpers eines Patienten oder an der Außenfläche des Körpers des Patienten. Die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 umfaßt ein Gehäuse 145, das ein Kasten ist, mit einem Flüssigkristallanzeige(LCD)-Bildschirm (172), der in einer Öffnung des Gehäuses 145 eingebaut ist. Die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung, üblicherweise auch als eine Lese/Ladevorrichtung, Leser/Lader- oder Lese/Ladegerät bezeichnet, wird durch einen Leistungsschalter oder Taster 146 aktiviert, der sich von dem Gehäuse 145 erstreckt. Die Antennenspule 162 kommuniziert betrieblich mit der Antennenspule 68 des Sensors 50 durch induktive Kopplung.
Wie in 9 gezeigt, wird, wenn einmal die logische Schaltung 91 das digitale Signal von dem Sensor 50 durch die Antennenspule 68 des Sensors sendet, die Kopplungskonstante der Antennenspule 162 des Lesers/Laders geändert und wird von einem Tiefendetektor 168 erfaßt, der betrieblich mit der Antennenspule 162 des Leser/Laders verbunden ist. Der Tiefendetektor 168 ist so empfindlich, daß er eine Änderung in der Amplitude des Signals erfaßt, die so gering ist wie 0.01% Änderung in der Amplitude.
Eine logische Steuereinheit 154 für das Lesen/Laden ist betrieblich mit dem Tiefendetektor 168 zum Bestimmen der Schwelle für den Tiefendetektor 168 verbunden. Die logische Steuereinheit 154 umfaßt auch eine Energiequelle 151 zum Versorgen der Komponenten des Lese/Ladegerätes 140.
Die Schaltung 150 für Leser/Lader umfaßt weiter eine Verarbeitungseinheit 170, die betrieblich mit der logischen Steuereinheit 154 verbunden ist. Die Verarbeitungseinheit 170 enthält den Algorithmus zum Umwandeln des digitalen Signals, das von dem Sensor 50 (8) empfangen worden ist, in einen gemessenen Parameter als den medizinischen Parameter, Zustand oder die Eigenschaft, der/die an dem implantierten Sensor 50 abgefühlt worden ist. Zu sätzlich umfaßt die Verarbeitungseinheit 170 einen Verschlüsselungscode für die Verschlüsselung des digitalen Signals (Signal mit 64 Bit), wobei Verschlüsselungsalgorithmen, so wie exclusive-OR (XOR), RSA-Verfahren (RSA Security, Inc.) usw. verwendet werden.
Wenn der Parameter, der gemessen wird, zum Beispiel der hämodynamische Blutdruck innerhalb eines Organs, so wie der Kammer eines Herzens, ist, wandelt die Verarbeitungseinheit 170 durch ihren Algorithmus, sobald die Verarbeitungseinheit 170 das digitale Signal empfängt, das digitale Signal (binäre Zahl) in einen Druckwert um, wobei eine Nachschlage-Vergleichstabelle verwendet wird oder ein analytischer Ausdruck, der die Beziehung zwischen der Ablenkung der Blende 62 in dem Sensor 50 gegenüber dem äußeren Sensordruck an der Membran 56 darstellt, der hiernach angegeben wird: P = (KD3/A2)X2 wobei P der Druckwert ist, D die Dicke der Membran ist, A der Radius der Membran ist, X die Ablenkung aus dem Gleichgewicht ist und K eine Konstante ist.
Die LCD-Anzeige 172 ist betrieblich mit der Verarbeitungseinheit 170 zum Anzeigen des gemessenen Parameters (in dem obigen Beispiel des hämodynamischen Blutdrucks), der aus dem digitalen Signal in Echtzeit umgewandelt wird, verbunden.
Durch Verwenden der Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 außerhalb des Körpers des Patienten sind kontinuierliche Parameterablesungen (zum Bestimmen von Aspekten des Parameters, so wie der Größe) sowohl für den Mittelwert als auch für aktive oder individuelle Werte der geprüften Parameter erhältlich.
Wenn die Eigenschaften eines Körperfluides, so wie Blut, gemessen werden, hält die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 ein aktives Lesevolumen um den Sensor 50, das irgendwo in dem Bereich von 5-25 cm liegt, und bevorzugt ein aktives Lesevolumen, das ungefähr im Bereich von 10-15 cm liegt. Darüber hinaus ist es mit dem telemetrischen medizinischen System 30 durch den Sensor 50 und die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 möglich, mehrere Ablesungen pro Sekunde vorzunehmen. Bevorzugt sind mit der vorliegenden Erfindung ungefähr 10-20 Ablesungen pro Sekunde möglich.
Andere Merkmale, die mit der vorliegenden Erfindung verknüpft sind, wenn sie als ein Druckmonitor in einer Kammer des Herzens verwendet wird, umfassen das Überwachen eines Druckbereiches von +/– 4 kPa (30 mmHg), eine Genauigkeit (bei Integration über 5 ms) von +/– 0.133 kPa (1mm Hg) mit einer Wiederholbarkeit (bei Integration über 5 ms) von +/– 0.133 kPa (1mm Hg). Es ist wichtig anzumerken, daß die Druckgrenzen leicht geändert werden können, indem Größe und Abmessungen, so wie die Breite, der Membran geändert werden, ohne jegliche Änderungen an der Elektronik. Dies ist wichtig, weil es erlaubt, daß die vorliegende Erfindung an verschiedene Anwendungen angepaßt wird, während dieselbe Gestaltung benutzt wird.
Die Steuereinheit 154 ist auch betrieblich mit einem Sinuswellentreiber 158 zum Erzeugen eines sinusartigen Wellensignals mit ungefähr 4-6 MHz verbunden. Das sinusartige Wellensignal wird von dem Sinuswellentreiber 158 durch den Kondensator 168 an die Antennenspule 162 für den Leser/Lader zum Übertragen oder Senden an die Antennenspule 68 des Sensors 50 erzeugt, um den Sensor 50 wie oben beschrieben zu betreiben oder zu laden.
Medizinische Prozeduren
Wie oben angesprochen ist das telemetrische medizinische System 30 gemäß der vorliegenden Erfindung für nahezu jeden Typ einer medizinischen diagnostischen Prozedur verwendbar, bei der es wünschenswert ist, den Sensor 50 in einem Bereich des Körpers, insbesondere in einem Gewebe oder einem interessierenden Organ, zu implantieren. Das telemetrische medizinische System 30 gemäß der vorliegende Erfindung ermöglicht das Fernüberwachen und die Diagnose eines Zustandes des Gewebes oder Organs, da es in der Lage ist, schnell verschiedene Parameter oder Variablen von irgendeinem physikalischen Zustand innerhalb des Körpers des Patienten an der interessierenden Stelle abzunehmen. Da das telemetrische medizinische System 30 kabellos ist, werden diese Arten von Prozeduren vollständig nicht invasiv mit minimalem Trauma für den Patienten durchgeführt.
Ein bestimmtes Beispiel für das telemetrische medizinische System 30 gemäß der vorliegenden Erfindung, seine Komponenten und ihr Einsatzverfahren ist auf dem Gebiet der dekompensierten Herzinsuffizienz (CHF – Congestive Heart Failure). CHF ist als ein Zustand definiert, in dem ein Herz 400 (10) nicht genug Blut zu den anderen Organen des Körpers pumpen kann. Dies kann von verengten Arterien herrühren, die Blut an den Herzmuskel lie fern (aufgrund einer koronaren Arterienerkrankung), einem Herzanfall in der Vergangenheit oder einem Myokardialinfarkt, mit Narbengewebe, das bei der normalen Arbeit des Herzmuskels stört, Bluthochdruck, einem Herzklappenfehler aufgrund überstandenen rheumatischen Fiebers (in Klappen, so wie der Aortenklappe, der Trikuspidalklappe 417 oder der Mitralklappe 418) oder anderer Ursachen, Haupterkrankungen des Herzmuskels selbst, Kardiomyopathie genannt, Fehlern, die bei Geburt in dem Herzen vorlagen, so wie eine erbliche Herzkrankheit, Infektion der Herzklappen und/oder des Herzmuskels selbst (Endokarditis und/oder Myokarditis).
Das schlagende Herz 400 arbeitet weiter, jedoch nicht so effizient wie es sollte. Menschen mit CHF können sich selbst nicht belasten, da sie kurzatmig und müde werden. Wenn der Blutstrom aus dem Herzen 400 sich verlangsamt, stautt sich Blut, das zu dem Herzen 400 durch die Venen zurückkehrt, was einen Blutandrang in den Geweben hervorruft. Oftmals führt dies zu Schwellungen (Ödemen), am üblichsten in den Beinen und Knöcheln, aber möglicherweise ebenso in anderen Teilen des Körpers. Manchmal sammelt sich Fluid in den Lungen und stört beim Atmen, was Kurzatmigkeit hervorruft, insbesondere wenn eine Person sich hinlegt. Eine Fehlfunktion des Herzens beeinflußt auch die Fähigkeit der Nieren, Natrium und Wasser abzuführen. Das zurückgehaltene Wasser vergrößert das Ödem.
CHF ist die häufigste Herzerkrankung in den Vereinigten Staaten, und es wird geschätzt, daß über 5 Millionen Patienten daran leiden. Einer der mehr prognostischen hämodynamischen Parameter, die bei Patienten mit CHF gemessen werden, ist der Blutdruck in der linken Vorkammer 410, z. B. der linke atriale (LA) Druck. Bis heute wird dieser Parameter gemessen, indem invasive Katheterisierung rechts am Herzen mit einem speziellen Ballonkatheter, so wie den Swan-Gantz-Katheter, eingesetzt wird.
Demgemäß ist es zum Abmildern der Wirkungen der CHF wünschenswert, den Blutdruck in einer bestimmten Kammer (entweder dem rechten Vorhof 415, der rechten Herzkammer 419, dem linken Vorhof 410 oder der linken Herzkammer 420) in dem Herzen 400 zu messen, wobei das telemetrische medizinische System 30 gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Demgemäß kann beim Durchführen eines bevorzugten Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung der Blutdruck direkt in dem linken Vorhof 410 des Herzens 400 überwacht werden.
Demgemäß ist es wünschenswert, den Sensor 50 an der Fossa Ovalis 407 innerhalb des Septums 405 zu implantieren.
Im Hinblick auf die bestimmte Anatomie des Septums 405 hat bei ungefähr 15 % der normalen Bevölkerung die Fossa Ovalis 407 ein bereits existierendes Loch oder einen Durchlaß, das/der entweder offen oder offenoiegend bleibt und normalerweise mit einer kleinen Gewebeklappe abgedeckt ist. Bei ungefähr 85 % der normalen Bevölkerung ist die Fossa Ovalis 407 vollständig verschlossen, z. B. gibt es kein Loch in dem Septum 405.
(1) Transkatheteransatz
In Übereinstimmung mit dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung ist gefunden worden, daß ein Transkatheteransatz besonders zweckmäßig für die Patientenbevölkerung ist, die bereits ein vorliegendes Loch an der Fossa Ovalis 407 haben. Demgemäß wird beim Durchführen dieses Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung zunächst eine transesophagale Ultraschallsonde (nicht gezeigt) in den Mund des Patienten eingeführt und in die Speiseröhre gebracht. In den meisten Fällen wird die transesophagale Ultraschallsonde ungefähr 30-35 cm vom Mund entfernt positioniert, d. h. in den meisten Fällen unmittelbar oberhalb des Magens des Patienten positioniert.
Unter transesophagaler Ultraschallführung wird ein Draht (nicht gezeigt) durch ein geeignetes Gefäß, so wie die Inferior Vena Cava 408 in den rechten Vorhof 415 eingeführt, wobei der Draht durch die Fossa Ovalis 407 geführt wird, indem die Gewebeklappe behutsam von dem offenliegenden Durchlaß an der Fossa Ovalis 407 angehoben wird. Wenn einmal der Draht durch die Fossa Ovalis 407 eingeführt ist, wird der Draht zu einer der Lungenvenen 416 für das Anordnen des distalen Endes des Drahtes geführt, um den Draht richtig in der Öffnung der Lungenvene 416 anzuordnen und zu verankern. Dabei hat sich gezeigt, daß die Lungenvene 416 ein sehr zuverlässiger und stabiler Verankerungspunkt für den Draht ist.
Wenn einmal der Draht richtig in der Fossa Ovalis 407 positioniert und in der Lungenvene 416 verankert ist, wird eine Katheterhülse (vom Typ "über den Draht" – nicht gezeigt) über den Draht durch den rechten Vorhof 415 und die Fossa Ovalis 407 geführt und innerhalb des linken Vorhofs 410 angeordnet, zum Beispiel sehr nahe an der Öffnung der Lungenvene 416.
Wenn einmal die Katheterhülse richtig positioniert worden ist, wird der Draht aus dem Herzen 400 des Patienten entfernt, und der Sensor 50 wird durch die Katheterhülse mittels eines der vielen standardmäßigen auf Katheter basierenden Zuführvorrichtungen (nicht gezeigt) eingeführt. Demgemäß kann der Sensor 50 der Fossa Ovalis 407 durch irgendeines der typischen auf Katheter basierenden Einführvorrichtungen zugeführt werden, die normalerweise mit implantierbaren Schrittmachern, Elektroden, Verschlußgeräten für den atrialen septalen Defekt (ASD) usw. verknüpft sind. Demgemäß ist der Sensor 50 mit typischen Zuführvorrichtungen zuführbar, so wie dem Zuführsystem Amplatzer^®, hergestellt von der AGA Medical Corporation of Golden Valley, Minnesota.
Nach dem Anordnen der Katheterhülse wird der Sensor 50 von der Katheterhülse in die Fossa Ovalis 407 eingesetzt, wie es am besten in 11 veranschaulicht ist. Beim Einsetzen verwendet der Sensor 50 die Ankerbeine 64 zum Verankern des Sensors 50 an dem Septum 405 und verschließt den Durchlaß an der Fossa Ovalis 407.
(2) Anterograder Ansatz
Der Sensor 50 wird bei denjenigen Patienten, die keinen offenliegenden Durchlaß in der Fossa Ovalis 407 haben, mittels eines anterograden Ansatzes in der Fossa Ovalis 407 angeordnet. Wiederum wird, wie oben beschrieben, eine transesophagale Ultraschallsonde in der Speiseröhre des Patienten angeordnet. Unter Führung transeophagaler Ultraschallabbildung wird in dem Septum 405 an der Fossa Ovalis 407 ein Durchlaß erzeugt, um den Sensor 50 anzuordnen und unterzubringen. Somit wird der Durchlaß mit einem standardmäßigen Nadelkatheter (nicht gezeigt), wie der transseptalen Nadel aus der Serie BRK^TM, hergestellt von St. Jude Medical, Inc., St. Paul, Minnesota, erzeugt. Demgemäß wird unter transesophagaler Ultraschallführung der Nadelkatheter anfangs in den rechten Vorhof 415 gebracht und an der Fossa Ovalis 407 positioniert. An diesem Punkt dringt die Spitze der Nadel des Nadelkatheters durch die Fossa Ovalis 407, und der Katheter wird durch die Fossa Ovalis 407 durch den von dem Nadelkatheter neu erzeugten Durchlaß in der Fossa Ovalis in den linken Vorhof 410 eingeführt. Wenn einmal der Durchlaß in der Fossa Ovalis 407 erzeugt ist, wird der Sensor 50 mit der Zuführvorrichtung, so wie der oben beschriebenen Zuführvorrichtung, eingeführt und in den Durchlaß der Fossa Ovalis gebracht, wie es in 11 gezeigt ist. Beim Einsatz der Ankerbeine 64 wird die Fossa Ovalis 407 um das Sensorgehäuse 52 geschlossen und der Sensor 50 an dem Septum 405 in einer sicheren Weise befestigt.
Es ist wichtig anzumerken, daß die transesophagale Ultraschallabbildung sowohl für den Transkatheter- als auch für den anterograden Ansatz verwendet wird, wie es oben bei jedem Verfahrensschritt der vorliegenden Erfindung beschrieben ist. Da jedes Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung mit der transesophagalen Ultraschallführung verwendet werden kann, können andere Abbildungsmodalitäten, so wie Fluoroskopie, ausgeschaltet werden. Somit können die Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung in einer ambulanten Klinik oder Praxis eines Arztes als eine Prozedur am Krankenbett durchgeführt werden. Durch Ausschalten der Notwendigkeit eines Fluoroskops beseitigt das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung auch die Notwendigkeit, die Prozedur in einem Katheterlabor durchzuführen, was der Prozedur lediglich zusätzliche Zeit und Kosten und zusätzliche Zeit und Unbequemlichkeit beim Patienten bringt.
Nachdem der Sensor 50 in das Septum 45 des Patienten implantiert worden ist, wird der Patient mit der Standardbehandlung versorgt, um übermäßige Koagulation oder Endothelialisation zu verhindern. Zum Beispiel ist es übliche Praxis, Aspirin und/oder ein Antikoagulationsmittel, so wie Heparin, über eine Zeitdauer von etwa sechs Monaten zu verordnen.
Bei jedem der oben beschriebenen Verfahren wird der Sensor 50 an dem Septum 405 befestigt, um eine Echtzeit-Drucküberwachung in dem linken Vorhof zur Verfügung zu stellen. Da der Sensor 50 ein kabelloser Transponder und ein Empfänger mit niedriger Batterieleistung ist, behindert der Sensor 50 die natürliche Funktion des Herzens 400 nicht und ist wirklich minimal invasiv.
Durch Verwenden der Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 außerhalb des Körpers des Patienten sind kontinuierliche Druckablesungen sowohl für den mittleren als auch für den pulsierenden Wert des Druckes in dem linken Vorhof 410, die von dem Sensor 50 zur Verfügung gestellt werden, erhältlich.
Bei dem telemetrischen System 30 hält die Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 ein aktives Lesevolumen um den Sensor 50, das im Bereich irgendwo von 5-25 cm liegt, und bevorzugt ein aktives Lesevolumen, das im Bereich von ungefähr 10-15 cm liegt. Darüber hinaus ist es mit dem Sensor 50 und der Signal-Lese- und -Ladevorrichtung 140 möglich, mehrere Ablesungen pro Sekunde aufzunehmen. Bevorzugt sind mit der vorliegenden Erfindung 10-20 Ablesungen pro Sekunde möglich.
Andere Merkmale, die mit der vorliegenden Erfindung verknüpft sind, wenn sie als ein Druckmonitor in einer Kammer des Herzens verwendet wird, umfassen das Überwachen eines Druckbereiches von +/– 4 kPa (40 mm Hg); und Genauigkeit (bei Integration über fünf ms) von +/– 0.133 kPa (1 mm Hg) und eine Wiederholbarkeit (bei Integration über 5 ms) von +/– 0.133 kPa (1mmHg).
Obwohl bevorzugte Ausführungsformen hierin oben mit Bezug auf ein medizinisches System, Vorrichtungen, Komponenten und Einsatzverfahren beschrieben worden sind, wird verstanden werden, daß die Grundsätze der vorliegenden Erfindung bei anderen Arten von Objekten ebenso eingesetzt werden können. Die bevorzugten Ausführungsformen sind beispielhaft genannt, und der volle Umfang der Erfindung ist nur durch die Ansprüche beschränkt.

Claims

Telemetrisches medizinisches System (30), mit: einem telemetrischen medizinischen Sensor (50) zum Implantieren in den Körper eines Patienten zum Messen eines Parameters in diesem, wobei der Sensor ein Gehäuse (52), eine Membran (56) an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Antwort auf den Parameter deformierbar ist, und einen Mikrochip (90), der innerhalb des Gehäuses (52) angeordnet ist und betrieblich mit der Membran kommuniziert, um ein Signal, das sich auf den Parameter bezieht, zu übertragen, aufweist; und einer Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140), die außerhalb des Körpers eines Patienten zur Kommunikation mit dem Sensor (50) anzuordnen ist, wobei die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) ein Gehäuse (145) und eine Schaltung (150) innerhalb des Gehäuses aufweist, wobei die Schaltung eine logische Steuereinheit (154) zum Senden eines anregenden Signals an den Sensor (50) zum Fernanregen des Sensors aufweist, wobei die logische Steuereinheit (154) auch zum Empfangen des gesendeten Signal von dem Sensor (50) dient, wobei das Signal, das von dem Sensor (50) gesendet wird, ein digitales Signal ist, wobei der Mikrochip (90) eine Anordnung (92) aus photoelektrischen Zellen (95) aufweist, wobei das System weiter eine LED (100) zum Senden von Licht an die photoelektrischen Zellen (95) aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltung (150) weiter eine Verarbeitungseinheit (170) aufweist, die betrieblich mit der Steuereinheit (154) zum Umwandeln des von dem Sensor (50) gesendeten Signals in den gemessenen Parameter verbunden ist, wobei der Sensor (50) weiter eine Blende (62) aufweist, die mit der Membran (56) verbunden und zwischen den photoelektrischen Zellen (95) und der LED (100) als Antwort auf das Deformieren der Membran bewegbar ist.
System nach Anspruch 1, bei dem die photoelektrischen Zellen (95) in versetzten Zeilen angeordnet sind.
System nach Anspruch 2, bei dem die Anordnung (92) eine photoelektrische Referenzzelle (97) umfaßt.
System nach Anspruch 3, bei dem die photoelektrische Referenzzelle (97) von der Blende (62) nicht blockiert ist.
System nach Anspruch 4, bei dem der Mikrochip (90) weiter eine Vielzahl von Komparatoren (120) aufweist, die betrieblich mit den photoelektrischen Zellen (95) verbunden sind.
System nach Anspruch 5, bei dem der Mikrochip (90) weiter einen Puffer (126) aufweist, der mit den Komparatoren (120) zum Speichern und Senden des digitalen Signals betrieblich verbunden ist.
System nach Anspruch 1, bei dem der Sensor (50) weiter eine Antenne (68) aufweist, die betrieblich mit dem Mikrochip (90) verbunden ist.
System nach Anspruch 7, bei dem sich die Antenne (68) außerhalb des Gehäuses (52) befindet.
System nach Anspruch 1, bei dem die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) eine Antennenspule (162) zum Senden des anregenden Signals an den Sensor (50) und zum Empfangen des gesendeten digitalen Signals von dem Sensor umfaßt.
System nach Anspruch 9, bei dem die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) eine Anzeige (172) zum Anzeigen des gemessenen Parameters umfaßt.
System nach Anspruch 10, bei dem die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) einen Sinuswellentreiber (158) umfaßt, der mit der Steuereinheit (154) zum Senden des anregenden Signals an dem Sensor betrieblich verbunden ist.
System nach Anspruch 11, bei dem das anregende Signal ein sinusartiges Wellensignal mit ungefähr 4-6 MHz ist.
System nach Anspruch 10, bei dem die Anzeige ein LCD-Schirm (172) ist.
System nach Anspruch 9, bei dem die Verarbeitungseinheit (170) das gesendete Signal decodiert.
System nach Anspruch 14, bei dem die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) einen Tiefendetektor (168) zum Empfangen des gesendeten Signals umfaßt.
System nach Anspruch 15, bei dem die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) eine Energiequelle (151) umfaßt, die mit der Schaltung (150) operativ verbunden ist.
System nach Anspruch 16, bei dem die Signal-Lese- und Ladevorrichtung (140) einen Leistungschalter (146) zum Aktivieren und Deaktivieren der Vorrichtung (140) umfaßt.