FR2669819A1 - Systeme de tonometrie pour la determination de pression sanguine. - Google Patents
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Abstract
L'invention concerne un appareil (10) de détection de contrainte par contact d'un tissu (24) pour déterminer sans pénétration la pression sanguine intra-artérielle d'un patient. Il comprend une micro-plaquette (30) comportant un diaphragme (34) continu placé contre un tissu (24) d'un patient qui couvre une artère (26) sous-jacente et apte à être déformé en réponse à une contrainte dans ledit tissu (24) provoquée par la pression sanguine intra-artérielle, un moyen d'ensemble semi-conducteur (46,48), à proximité immédiate dudit diaphragme (34), à distance de celui-ci, qui émet (46) sur le diaphragme (34) ledit rayonnement électromagnétique (70), reçoit (48) une partie dudit rayonnement (70) qu'il réfléchit, grâce à quoi la quantité de rayonnement (70) reçue par l'ensemble semi-conducteur est fonction du déplacement du diaphragme (34) en réponse à ladite contrainte de tissu (24) provoquée par ladite pression sanguine intra-artérielle. Application à la mesure de la pression artérielle
Description
i La présente invention concerne de façon générale un système de mesure de
pression et concerne de façon plus particulière un système de détermination de la pression sanguine d'un patient sans perforation en détectant la contrainte de surface d'un tissu au-dessus
d'un vaisseau artériel.
Des systèmes de détermination de la pression sanguine intra-artérielle d'un patient peuvent être subdivisés en deux groupes principaux: ceux qui pénètrent la paroi artérielle pour avoir accès directement à la pression sanguine et ceux qui utilisent des techniques sans perforation Pendant longtemps, les mesures de pression sanguine les plus précises ne pouvaient être atteintes qu'à l'aide de procédés par perforation Un tel procédé classique impliquait l'utilisation d'un cathéter rempli de fluide
inséré dans l'artère du patient.
Alors que des procédés avec perforation fournissent des mesures précises de pression sanguine, le risque d'infection et le potentiel de complication dépassent, dans de nombreux cas, les avantages de l'utilisation de procédés avec perforation En raison du risque de complications associé à des procédés avec perforation, un procédé sans perforation, connu comme procédé Korotkoff est largement utilisé Le procédé Korotkoff est connu comme procédé d'auscultation parce qu'il utilise le son caractéristique émis lorsque le sang coule à travers l'artère pour déterminer les points de pression sanguine haut et bas Bien que le procédé de Korotkoff soit sans perforation, il ne donne qu'une mesure de la pression sanguine la plus élevée (systolique) et de la pression sanguine la plus basse (diastolique) le long de la forme d'onde de pression continue Alors qu'une pression systolique et une pression diastolique sont souvent suffisantes pour un diagnostic précis, il existe de nombreuses applications dans lesquelles il est souhaitable d'utiliser toute la courbe de la forme d'onde de pression sanguine Dans ces applications, le procédé de Korotkoff est simplement incapable de fournir une information satisfaisante En plus de cette limitation du procédé de Korotkoff, il exige une occlusion temporaire de l'artère dans laquelle la pression sanguine est surveillée Alors qu'une occlusion artérielle n'est pas interdite dans de nombreuses applications, il existe des cas o la pression sanguine du patient doit être surveillée en continu (par exemple au cours d'une intervention chirurgicale) et il est par conséquent indésirable ou inacceptable d'interdire l'écoulement sanguin, même sur une base temporaire D'autres problèmes associés au procédé de Korotkoff incluent le fait que la manchette doit être d'une dimension appropriée par rapport au patient et les effets défavorables du bruit de la respiration et du bruit
acoustique sur la précision de mesure d'ensemble.
En raison des risques mentionnés ci-dessus impliqués par une mesure de pression sanguine par perforation et des défaillances du procédé de Korotkoff, des investigations poussées ont été menées dans le domaine de procédés de surveillance et d'enregistrement de pression sanguine en continu, sans pénétration Beaucoup de ces techniques sans pénétration utilisent des principes de tonométrie qui sont centrés autour du fait que, lorsque le sang passe dans un vaisseau artériel, des forces sont transmises à travers la paroi artérielle et à travers le tissu artériel environnant, et sont accessibles pour une surveillance Puisque le procédé de détermination de pression sanguine par tonométrie est sans perforation, il est utilisé sans les risques associés à des techniques à perforation En outre, puisqu'il ne souffre pas des limitations du procédé par auscultation, il présente la capacité de reproduire toute la forme d'onde de pression sanguine, à la différence du procédé limité par points de pression
systolique et diastolique fourni par Korotkoff.
Dans plusieurs des appareils de tonométrie artérielle de l'art antérieur, une ligne d'éléments transducteurs individuels, comme des jauges de contrainte ou similaires, sont placés en contact direct avec le tissu qui recouvre un vaisseau artériel dont il faut mesurer la pression sanguine Lorsque la pression sanguine à l'intérieur du vaisseau artériel augmente et diminue, le vaisseau se dilate et se contracte en transmettant ainsi des forces à travers le tissu superposé et, de là, à la rangée d'éléments transducteurs Bien que les éléments individuels soient de dimensions telles qu'il en faut plusieurs pour
couvrir tout le diamètre du vaisseau artériel sous-
jacent, leur caractère discret empêche de reconstruire un contour vraiment continu des contraintes du tissu
qui apparaissent sur toute la ligne des éléments.
On a également trouvé que de nombreux capteurs de l'art antérieur par tonométrie sont encombrants, difficiles à administrer et peu confortables à porter
pour un laps de temps un peu long.
Ainsi, il est souhaitable de réaliser un système de tonométrie sans perforation pour déterminer la pression sanguine dans un vaisseau artériel en mesurant
la contrainte du tissu superposé au vaisseau artériel.
En outre, il est souhaitable aussi de disposer d'un système qui soit susceptible de reconstruire avec précision un contour continu de contrainte sur le
diamètre d'une artère concernée.
Il est également souhaitable de disposer d'un système qui compense automatiquement des erreurs introduites dans le signal de contrainte du tissu qui résultent de la température, du vieillissement ou d'autres facteurs qui influencent le capteur de
contrainte de tissu.
De plus, il est souhaitable de disposer d'un capteur miniaturisé qui puisse être administré facilement et porté de façon confortable pendant de
longs laps de temps.
Selon un premier aspect, l'invention fournit un appareil de détection de contrainte par contact d'un tissu, à utiliser dans un système destiné à déterminer sans pénétration la pression sanguine intraartérielle d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend: une microplaquette comportant un diaphragme continu à placer contre un tissu d'un patient qui couvre une artère sous-jacente, ledit diaphragme étant apte à être déformé en réponse à une contrainte dans ledit tissu provoquée par la pression sanguine intraartérielle de ladite artère, un moyen d'ensemble semi-conducteur placé à proximité immédiate dudit diaphragme continu, et à distance de celui-ci, afin d'émettre ledit rayonnement électromagnétique sur ledit diaphragme, de recevoir une partie dudit rayonnement électromagnétique réfléchie depuis ledit diaphragme continu, et grâce à quoi la quantité de rayonnement électromagnétique reçue par ledit moyen d'ensemble semiconducteur est une fonction du déplacement dudit diaphragme continu en réponse à ladite contrainte de tissu provoquée par ladite pression sanguine
intraartérielle de ladite artère.
De préférence, ledit diaphragme est en silicium et, de façon particulièrement préférée, il est
constitué d'un monocristal de silicium.
De façon avantageuse, ladite microplaquette est en silicium et comprend une auge longitudinale, et le fond de ladite auge forme un côté dudit diaphragme, le profil en coupe transversale de ladite auge longitudinale pouvant ressembler à une géométrie de pyramide tétraédrique tandis que le fond de ladite auge peut être généralement plat. Selon une modalité intéressante, ledit fond est revêtu d'une matière réfléchissante pour réfléchir le rayonnement électromagnétique émis par ledit moyen d'ensemble semi-conducteur, l'épaisseur dudit fond d'auge étant généralement, de préférence, de 6 5 x 10-6 mètres et ledit fond d'auge étant, de façon avantageuse, revêtu de métal, qui peut être choisi dans le groupe formé par l'or ou l'aluminium, ledit revêtement métallique étant, de façon avantageuse, d'une épaisseur généralement égale à 60 xl O-31 m ( 600 Angstroems). De préférence, la rigidité efficace dudit diaphragme est suffisante pour empêcher une distorsion significative de l'information de contrainte contenue à l'intérieur dudit rayonnement électromagnétique reçu; le taux de contrainte dudit diaphragme continu peut être généralement de 4,572 micromètres/hectopascal
( 0,24 micropouce/mm Hg).
Selon une modalité, ledit diaphragme comporte deux côtés longitudinaux opposés espacés de 0,508 mm
( 0,020 pouce).
De façon avantageuse, ladite microplaquette comporte une face généralement rectangulaire à placer contre ledit tissu recouvrant ladite artère, ladite face comportant un premier et un deuxième jeux de côtés parallèles opposés, en ce que les côtés opposés dudit premier jeu de ladite face rectangulaire sont généralement distants de 14,65 mm ( 0,577 pouce), et en ce que ledit diaphragme est limité par au moins deux côtés généralement parallèles distants de 10,79 mm ( 0,425 pouce); les côtés opposés parallèles dudit deuxième jeu de ladite face peuvent être généralement
distants de 5,08 mm ( 0,200 pouce).
L'appareil peut comprendre en outre un élément d'entretoise disposé entre ladite microplaquette et ledit moyen d'ensemble semi- conducteur et ledit élément d'entretoise, ledit diaphragme, ladite microplaquette et ledit moyen d'ensemble semi-conducteur peuvent tous présenter un coefficient de dilatation thermique sensiblement semblable afin de minimiser les erreurs de
dérive ou de décalage induites de manière thermique.
Ledit élément d'entretoise peut être en nitrure de silicium. Selon une modalité intéressante, ledit moyen d'ensemble semi-conducteur est constitué de plusieurs émetteurs destinés à émettre ledit rayonnement électromagnétique sur ledit diaphragme, et de plusieurs détecteurs comportant chacun une sortie, chaque détecteur recevant une partie dudit rayonnement électromagnétique et transformant ledit rayonnement reçu en un signal électronique de sortie de courant
respectivement associé.
Ledit diaphragme continu peut être généralement plan et posséder une limite rectangulaire, ladite limite comportant une paire de côtés opposés longs et une paire de côtés opposés courts, les émetteurs de ladite pluralité peuvent être disposés généralement en une ligne qui est généralement parallèle à l'un des côtés longs dudit diaphragme et espacée de celui-ci, et lesdits détecteurs peuvent être agencés généralement dans une ligne séparée de ladite ligne d'émetteur, généralement parallèle à l'un desdits côtés longs dudit
diaphragme et espacée de celui-ci.
De préférence, lesdits émetteurs sont généralement également espacés entre eux et lesdits détecteurs sont généralement également espacés entre eux, et ladite ligne d'émetteurs est juxtaposée à ladite ligne de détecteur de façon que deux détecteurs adjacents quelconques de ladite ligne des détecteurs soient équidistants d'au moins un émetteur commun de
ladite ligne d'émetteur.
Chaque émetteur de ladite pluralité d'émetteurs peut émettre un rayonnement électromagnétique dans un champ de faisceau qui, lorsqu'il est projeté sur ledit diaphragme, recouvre le champ de faisceau projeté de
ses voisins adjacents les plus proches.
Ledit rayonnement électromagnétique est de préférence choisi dans le groupe constitué par les
lumières visible, infra-rouge et ultra-violette.
Ledit moyen d'ensemble semi-conducteur comprend, de façon avantageuse, une partie destinée à émettre un rayonnement électromagnétique sur une surface de référence et à détecter un rayonnement électromagnétique réfléchi par celle-ci, ladite surface
de référence étant espacée dudit diaphragme.
Ledit moyen d'ensemble semi-conducteur et ladite partie dudit moyen d'ensemble semi-conducteur sont de préférence fabriqués sensiblement à partir des mêmes matières et résident à proximité proche l'un de l'autre. Dans ce cas aussi, ledit rayonnement électromagnétique est de préférence choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra-rouge
et ultra-violette.
Selon des modalités intéressantes l'appareil comprend en outre des moyens convertisseurs, couplés aux sorties desdits détecteurs, pour convertir en un signal de tension électrique ladite sortie de signal de courant électrique de chaque détecteur, et comprend en outre des moyens de multiplexage et des moyens centraux de traitement, lesdits moyens de multiplexage étant couplés auxdits moyens de convertisseur pour choisir l'un desdits signaux électroniques convertis et transférer ledit signal vers lesdits moyens centraux de
traitement en vue d'une analyse.
Selon un autre aspect de l'invention, il est réalisé un capteur de contrainte par contact d'un tissu, à utiliser dans un système de détermination de pression sanguine intraartérielle d'un patient sans perforation, destiné à engendrer un signal de contrainte par contact d'un tissu indicatif de ladite pression sanguine intraartérielle et un signal de correction pour compenser des erreurs dudit signal de contrainte par contact d'un tissu provoquées par une dérive de température et un vieillissement dudit capteur, ledit système étant caractérisé en ce qu'il comprend: une microplaquette comportant un diaphragme continu et une partie insensible, ledit diaphragme continu étant à placer contre un tissu du patient qui recouvre une artère sous-jacente, ledit diaphragme étant apte à être déformé en réponse à ladite pression sanguine intraartérielle de ladite artère, ledit moyen d'ensemble semi-conducteur étant espacé dudit diaphragme continu, et placé à proximité étroite de celui-ci afin d'émettre directement sur ledit diaphragme ledit rayonnement électromagnétique, de recevoir directement une partie dudit rayonnement électromagnétique réfléchie depuis ledit diaphragme continu, de convertir directement ledit rayonnement reçu en un signal de contrainte par contact d'un tissu qui représente des données de pression sanguine, grâce à quoi la quantité de rayonnement électromagnétique qui est reçue par ledit moyen d'ensemble semi-conducteur est une fonction du déplacement auquel est soumis ledit diaphragme continu en réponse à ladite pression sanguine intraartérielle de ladite artère, une structure d'espacement accouplée à ladite partie insensible de ladite microplaquette et dudit moyen d'ensemble semi-conducteur, ladite structure d'espacement fixant ladite séparation entre ledit moyen d'ensemble semi-conducteur et ladite microplaquette, une partie dudit moyen d'ensemble semi-conducteur espacée de ladite partie insensible de ladite
microplaquette, et placée à proximité étroite de celle-
ci, afin d'émettre directement sur ladite partie insensible de ladite microplaquette ledit rayonnement électromagnétique, de recevoir directement une partie dudit rayonnement électromagnétique réfléchi depuis ladite partie insensible de ladite microplaquette, de convertir directement ledit rayonnement reçu en un signal de correction qui représente une donnée de référence qui est indicative d'au moins un facteur de référence, et grâce à quoi toute variation du rayonnement reçu
par ladite partie dudit moyen d'ensemble semi-
conducteur est attribuée à au moins l'un desdits facteurs de référence et grâce à quoi ledit signal de correction est combiné avec ledit signal de contrainte par contact d'un tissu d'une manière qui minimise la
dépendance de ladite donnée de pression sanguine vis-à-
vis d'au moins l'un desdits facteurs de référence.
Lesdits facteurs de référence peuvent comprendre la température et le vieillissement de ladite microplaquette, dudit moyen d'ensemble semi-conducteur
et de ladite structure d'espacement.
De préférence, ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur et ladite partie dudit moyen d'ensemble semi-conducteur sont fabriqués sensiblement à partir des mêmes matières et sensiblement en même temps et en ce que lesdites matières résident à proximité étroite
l'une de l'autre.
De façon avantageuse, ledit diaphragme est constitué d'un monocristal de silicium et ladite structure d'espacement est constituée de nitrure de silicium. Dans ce cas aussi, ledit rayonnement électromagnétique est choisi de préférence dans le groupe constitué par les lumières visible, infra-rouge
et ultra-violette.
Ledit diaphragme est, de façon avantageuse, constitué d'une base en silicium comportant une auge longitudinale, le fond de ladite auge pouvant être généralement plan; l'épaisseur dudit fond d'auge peut
être généralement de 6,5 x 10-6 mètres.
Selon un troisième aspect, l'invention fournit un procédé de correction d'erreurs du signal de sortie d'un capteur de contrainte par contact d'un tissu, lesdites erreurs étant provoquées par les effets du vieillissement et des facteurs d'environnement dudit capteur, ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu étant du type portant un élément à placer contre un tissu de patient recouvrant une artère concernée, ledit élément étant sensible à la contrainte du tissu, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: réaliser un capteur de contrainte par contact d'un tissu et un capteur de référence à partir des matières sensiblement identiques sensiblement au même instant, adapter ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu pour qu'il soit sensible audit élément, adapter ledit capteur de référence pour qu'il soit sensible à une source fixe de référence qui ne varie pas avec ladite contrainte par contact d'un tissu mesurée par ledit capteur de contrainte par contact il d'un tissu, grâce à quoi un signal de sortie dudit capteur de référence ne varie qu'en fonction dudit vieillissement, de la température et des facteurs d'environnement dudit capteur de référence, adapter ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu et ledit capteur de référence pour qu'ils partagent le même environnement de façon à être également influencés par le vieillissement et les facteurs d'environnement, et combiner les signaux de sortie engendrés par ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu et ledit capteur de référence d'une manière qui enlève, de ladite sortie dudit capteur de contrainte par contact d'un tissu, ladite influence du vieillissement et des
facteurs d'environnement.
Selon un quatrième aspect, l'invention réalise un appareil miniaturisé de détection de contrainte par contact d'un tissu, à utiliser dans un système de détermination de pression sanguine intraartérielle d'un patient sans pénétration, caractérisé en ce qu'il comprend: une microplaquette en silicium comportant une partie insensible et une partie de diaphragme continu en silicium, ladite partie de diaphragme continu en silicium étant à placer contre un tissu du patient qui recouvre une artère sous-jacente, ledit diaphragme étant apte à être sensible à une contrainte provoquée dans ledit tissu par des pulsations de pression sanguine dans ladite artère sous-jacente, un moyen de circuit intégré placé à proximité immédiate dudit diaphragme continu et espacé de lui afin d'émettre directement sur ledit diaphragme un rayonnement électromagnétique, recevoir directement une partie dudit rayonnement électromagnétique réfléchi depuis ledit diaphragme continu, et grâce à quoi la quantité de rayonnement électromagnétique reçue par ledit moyen de circuit intégré est une fonction de la contrainte de tissu détectée par ledit diaphragme continu, ladite contrainte de tissu résultant des pulsations de
pression sanguine dans ladite artère sous-jacente.
Ledit diaphragme est de préférence constitué d'un
monocristal de silicium.
De façon avantageuse, ladite microplaquette comprend une auge longitudinale, le fond de ladite auge forme un côté dudit diaphragme et le profil en coupe transversale de ladite auge longitudinale ressemble généralement à une géométrie de pyramide tétraédrique. Le fond de ladite auge peut être généralement plan et être revêtu d'une matière destinée à réfléchir le rayonnement électromagnétique émis par ledit moyen de circuit intégré, l'épaisseur dudit fond d'auge
pouvant être généralement de 6,5 x 10-6 mètre.
De façon avantageuse, ledit fond d'auge est revêtu de métal, ledit métal est choisi dans le groupe constitué par l'or et l'aluminium, et l'épaisseur dudit revêtement métallique est généralement de 60 x 10- 31 im
( 600 Angstroems).
Selon une modalité intéressante, la rigidité effective dudit diaphragme est généralement cinquante fois supérieure à la rigidité typique dudit tissu
recouvrant ladite artère.
Le taux de contrainte dudit diaphragme continu peut être généralement de 4,572 micromètres/hectopascal ( 0,24 micropouce/mm Hg) Selon des modalités intéressantes, ledit diaphragme comporte deux côtés longitudinaux opposés espacés de 0,508 mm ( 0,020 pouce), ladite microplaquette comporte une face généralement rectangulaire à placer contre ledit tissu recouvrant ladite artère, ladite face comportant un premier et un deuxième jeux de côtés parallèles opposés, les côtés opposés dudit premier jeu de ladite face rectangulaire sont généralement distants de 14,65 mm ( 0,577 pouce), ledit diaphragme est limité par au moins deux côtés généralement parallèles distants de ,79 mm ( 0,425 pouce) et les côtés opposés parallèles dudit deuxième jeu de ladite face sont généralement
distants de 5,08 mm ( 0,200 pouce).
L'appareil peut comprendre en outre un élément d'espacement disposé entre ledit diaphragme continu et ledit moyen de circuit intégré pour réaliser l'alignement et le positionnement dudit moyen de circuit intégré par rapport audit diaphragme, le coefficient de dilatation thermique dudit élément d'espacement est sensiblement semblable à celui dudit diaphragme continu et ledit élément d'espacement est en
nitrure de silicium.
De préférence, ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur est constitué de plusieurs émetteurs destinés à émettre ledit rayonnement électromagnétique sur ledit diaphragme, et de plusieurs détecteurs comportant chacun une sortie, chaque détecteur recevant une partie dudit rayonnement électromagnétique et transformant ledit rayonnement reçu en un signal électronique de sortie de courant respectivement associé. Ledit diaphragme continu peut être généralement plan et posséder une limite rectangulaire, ladite limite comportant une paire de côtés opposés longs et une paire de côtés opposés courts, les émetteurs de ladite pluralité peuvent être disposés généralement en une ligne qui est généralement parallèle à l'un des côtés longs dudit diaphragme et espacée de celui-ci, et lesdits détecteurs peuvent être agencés généralement dans une ligne séparée de ladite ligne d'émetteur, généralement parallèle à l'un desdits côtés longs dudit
diaphragme et espacée de celui-ci.
De préférence, lesdits émetteurs sont généralement également espacés entre eux et lesdits détecteurs sont généralement également espacés entre eux, et ladite ligne d'émetteurs est juxtaposée à ladite ligne de détecteur de façon que deux détecteurs adjacents quelconques de ladite ligne des détecteurs soient équidistants d'au moins un émetteur commun de
ladite ligne d'émetteur.
Chaque émetteur de ladite pluralité d'émetteurs peut émettre un rayonnement électromagnétique dans un champ de faisceau qui, lorsqu'il est projeté sur ledit diaphragme, recouvre le champ de faisceau projeté de
ses voisins adjacents les plus proches.
Chaque émetteur peut émettre une énergie électromagnétique qui suit une configuration de Lambert autour d'un axe normal à une surface émettrice dudit émetteur et ledit rayonnement électromagnétique peut être choisi dans le groupe constitué par les lumières
visible, infra-rouge et ultra-violette.
De préférence, ledit moyen de circuit intégré comprend en outre une partie de référence pour émettre un rayonnement électromagnétique sur une surface de matière insensible de ladite plaquette de silicium et détecter un rayonnement électromagnétique réfléchi depuis une surface de matière insensible de ladite plaquette de silicium, ladite surface insensible de la microplaquette étant espacée dudit diaphragme, ledit moyen de circuit intégré et ladite partie de référence dudit moyen de circuit intégré sont fabriqués sensiblement à partir des mêmes matières et résident à proximité étroite l'un de l'autre et ledit rayonnement électromagnétique est choisi dans le groupe constitué
par les lumières visible, infra-rouge et ultra-
violette. Dans ce cas aussi, on choisit de préférence le rayonnement électromagnétique dans le groupe constitué
par les lumières visible, infra-rouge et ultra-
violette. De façon avantageuse, l'appareil comprend en outre des moyens convertisseurs, couplés aux sorties desdits détecteurs, pour convertir en un signal de tension électrique ladite sortie de signal de courant électrique de chaque détecteur, et il comprend en outre des moyens de multiplexage et des moyens centraux de traitement, lesdits moyens de multiplexage étant couplés auxdits moyens de convertisseur pour choisir l'un desdits signaux électroniques convertis et transférer ledit signal vers lesdits moyens centraux de
traitement en vue d'une analyse.
D'autres avantages et particularités intéressants de la présente invention seront plus facilement compris
à partir de la description qui suit des modes de
réalisation préférés, et des dessins dont une brève des-
cription suit.
La Figure 1 est une vue en plan du système de la
présente invention appliqué au poignet d'un patient.
La Figure 2 est une vue en coupe transversale du système de la présente invention prise sensiblement le
long des lignes 2-2 de la Figure 1.
La Figure 3 est une vue à plus grande échelle du système de la présente invention prise sensiblement à
l'intérieur de la partie encerclée 3 de la Figure 2.
La Figure 4 est une vue en coupe transversale du capteur de contrainte par contact d'un tissu selon la présente invention prise sensiblement le long des
lignes 4-4 de la Figure 3.
La Figure 5 est une vue en coupe transversale du capteur de contrainte par contact d'un tissu selon la présente invention prise sensiblement le long des
lignes 5-5 à la Figure 4.
La Figure 6 est une vue en partie éclatée du capteur de contrainte par contact d'un tissu selon la
présente invention.
Les Figures 7 a et 7 b sont des vues schématiques des parties d'émetteur et de détecteur de l'ensemble
semi-conducteur de la présente invention.
La Figure 8 est un schéma fonctionnel du capteur de contrainte par contact d'un tissu selon la présente invention. La Figure 9 est une représentation détaillée du
schéma fonctionnel de la Figure 8.
En se référant maintenant au dessin de la Figure 1, l'appareil de tonométrie artérielle 10 est placé autour du poignet 12 d'un patient pour déterminer la pression sanguine du patient L'appareil de tonométrie artérielle 10 mesure sans perforation la pression sanguine intra-artérielle du patient en détectant les contraintes par contact d'un tissu de surface qui varient avec le temps dans des zones situées immédiatement au-dessus et au voisinage de l'artère concernée En général, l'artère à mesurer doit être superficielle et recouvrir des structures relativement rigides Les artères les plus communément utilisées sont l'artère radiale du poignet, l'artère superficielle temporale du front etl'artère dorsalis pedis du pied Pour les buts de la présente
description, on utilisera pour l'explication l'artère
radiale du poignet comme artère principale; cependant, le système de la présente invention est également applicable à une artère superficielle quelconque qui
recouvre une structure relativement rigide.
En se référant maintenant au dessin de la Figure 2, l'appareil de tonométrie artérielle 10 comprend un corps de serrage 14, une crémaillère 16, un bras de poussée 18 et un capteur 20 La crémaillère 16 est entraînée par un moteur 13 à l'aide d'un pignon 11 La pince 14 peut être conforme à l'une quelconque de nombreuses configurations et elle est représentée ici sous une forme générique Le moteur 13 est apte à tourner en faisant ainsi tourner le pignon Il et en déplaçant la crémaillère 16 Tout déplacement de la crémaillère 16 déplace le capteur 20 au moyen du bras de poussée 18 Lorsque le moteur 13 tourne dans le sens approprié, le capteur 20 est forcé contre le tissu 24 qui recouvre l'artère radiale 26 Le déplacement provoqué par le capteur 20 est ajusté à un niveau qui aplanit de façon appropriée l'artère radiale 26 sans
amener d'occlusion de l'artère 26.
Un élément important de la présente invention est le capteur 20 et la structure qui l'environne Comme le capteur 20 est utilisé pour comprimer ou aplanir l'artère radiale 26 pendant la mesure de pression sanguine ainsi que pour mesurer la contrainte par contact du tissu 24, la géométrie du capteur 24 et celle de la structure qui l'environne sont vitales pour une conduction appropriée des contraintes depuis l'artère radiale 26 jusqu'à la surface du tissu 28 On
va maintenant donner une description détaillée du
capteur 20 et de sa structure associée.
En se référant maintenant aux dessins de la Figure 3, le capteur 20 comprend une microplaquette 30 qui comporte une partie insensible 32 et une partie sensible (diaphragme) 34 Le partie insensible 32 sert principalement à supporter la partie sensible 34 et à
l'appuyer sur le tissu recouvrant l'artère radiale 26.
Dans des conditions normales, lorsque le capteur 20 n'est pas appliqué au tissu 24, l'artère radiale 26 est de section transversale généralement ronde comme représenté en 26 ' Lorsque la microplaquette 30 du capteur 20 est appuyée contre le tissu 24, l'artère radiale 26 ' commence à s'aplanir ou à s'aplatir le long de sa surface supérieure 36, en amenant une partie sensible 34 de la microplaquette 30 à se défléchir légèrement vers l'intérieur 38 Lorsque la pression sanguine à l'intérieur de l'artère radiale 26 varie (c'est-à- dire est soumise à des pulsions), il est créé dans le tissu 24 une contrainte qui perturbe l'équilibre entre la partie sensible 34 de la microplaquette 30 et la surface supérieure 28 du tissu 24 qui lui est superposé Cette perturbation d'équilibre provoque un déplacement entre le diaphragme 34 et la surface 24 Ce déplacement se poursuit jusqu'à ce que soit établi un nouvel équilibre La capacité du diaphragme 34 à se déplacer et à prendre une position de déplacement unique pour une pression sanguine donnée à l'intérieur de l'artère radiale 26 forme le mécanisme fondamental par lequel le capteur 20 peut agir comme transducteur de la pression intra-artérielle de l'artère radiale 26 On va maintenant décrire
complètement les détails du capteur 20.
En se référant maintenant au dessin de la Figure 4, le capteur 20 de contrainte par contact d'un tissu comprend une tête 40 de capteur et une partie 42 de base de capteur La tête 40 de capteur comprend la partie de transducteur du capteur 20 et la partie 42 de base de capteur comprend un circuit électronique et d'autres structures mécaniques de support nécessaires pour mettre en oeuvre de façon appropriée la tête 40 de capteur La tête 40 de capteur est généralement constituée de six éléments: la microplaquette 30 de capteur, la structure d'espacement 44, les diodes émettant une lumière infrarouge (représentées typiquement en 46), les photorécepteurs (représentés typiquement en 48), le substrat émetteur/détecteur 50
et les traces 52, 54 de circuit.
Une particularité importante du capteur 20 est centrée sur la matière et la structure de la microplaquette 30 de capteur La microplaquette 30 de capteur est formée d'une microplaquette de monocristal de silicium La partie sensible 34 de diaphragme de la microplaquette 30 est formée par un micro-usinage chimique d'une auge 56 dans la face de la microplaquette en monocristal de silicium 30 Cette auge est d'une géométrie en pyramide tétraédrique en raison de la structure en réseau cristallin de la microplaquette 30 de monocristal de silicium Le fond de la zone d'auge 58 définit une partie 34 de diaphragme sensible de la microplaquette 30 Cette partie définit une mince zone de diaphragme d'une épaisseur et d'une géométrie réglées avec précision Un avantage principal de l'utilisation du monocristal de silicium dans la fabrication du diaphragme 34 réside dans ses propriétés supérieures d'ingénierie et sa capacité à être micro-usiné, qui permettent elles-mêmes
une structure d'un seul tenant libre de précontraintes.
Des avantages additionnels de l'utilisation du monocristal de silicium comprennent sa facilité de réalisation précise et répétitive de répliques des petites particularités géométriques, ses propriétés élastiques linéaires (c'est-à-dire presque sans hystérésis) et sa capacité à mettre rapidement en évidence sa condition de défaillance (en cas de défaillance, le diaphragme 34 en monocristal de silicium est totalement défaillant mettant
immédiatement en évidence sa condition de défaillance).
Ceci s'oppose à d'autres matières qui, en cas de défaillance, ne se brisent pas comme le monocristal de silicium mais sont bien plutôt soumises à une déformation inélastique Lorsque le diaphragme est soumis à une déformation inélastique, il perd alors son calibrage mais ne manifeste généralement pas sa condition de défaillance extrême, de sorte que celle-ci
n'est pas remarquée.
La face inférieure 60 de l'auge 56 est de préférence métallisée à l'aide d'une matière réfléchissante comme de l'aluminium ou de l'or De préférence, l'épaisseur d'aluminium ou d'or est généralement de 60 x 10-3 pm, ou 600 angstroems et son but sera expliqué sous peu Lorsqu'une contrainte est appliquée, la partie sensible 34 de la microplaquette varie en géométrie en fonction des propriétés matérielles du diaphragme Il est important de noter qu'un revêtement d'aluminium ou d'or généralement de 60 x 10-3 pm d'épaisseur ne modifie pas matériellement les propriétés de la partie de diaphragme 34 de la
microplaquette 30.
Dans la fabrication de capteurs de tonométrie, l'élasticité de la partie sensible 34 de la microplaquette 30 doit être compatible avec les caractéristiques du tissu humain Si une surface de diaphragme 34 se déforme excessivement en réponse à la contrainte du tissu de surface 28, le contour de contrainte de surface de tissu détecté par le capteur sera soumis à distorsion, ce qui peut affecter la précision de la mesure Des calculs, une simulation numérique et des données expérimentales ont montré que le diaphragme 34 de la microplaquette 30 devrait être d'une rigidité généralement égale à 50 fois la rigidité typique du tissu recouvrant l'artère concernée Le taux de contrainte du mode de réalisation préféré est de 4,572 micromètres/hectopascal (ou 0,24 micropouce /mm Hg) mesuré à la ligne médiane de la partie sensible
de diaphragme 34 de la microplaquette 30.
En se référant maintenant au dessin de la Figure 4 et de la Figure 6, la largeur 62 du fond d'auge 58 affecte la résolution et la sensibilité spatiales maximales qui peuvent être obtenues Il a été déterminé empiriquement que la largeur 62 est appropriée pour des mesures d'artère radiale d'adultes lorsqu'elle est généralement de 0,508 mm (ou 0, 020 pouce) Des dimensions plus petites sont généralement nécessaires pour des mesures dans des artères plus petites que des artères radiales d'adultes Les dimensions de périmètre de la microplaquette 30 jouent un rôle important pour obtenir des mesures précises Dans le cas d'une utilisation sur une artère radiale d'adulte, la longueur 64 de la microplaquette 30 doit être dimensionnée de façon à minimiser une interférence avec des structures anatomiques (par exemple: sur le côté, la tête de l'os radial et, au centre, le tendon médian
radial) situées sur chaque côté de l'artère radiale 26.
Simultanément, la longueur 66 du diaphragme 34 doit être aussi longue que possible pour réduire la sensibilité à un positionnement latéral et pour permettre une mesure de la contrainte de contact dans des zones entourant l'artère radiale 26 On a trouvé qu'une longueur 64 de microplaquette généralement de 12,7 à 17,8 mm ( 0,500 à 0,700 pouce) et une longueur 66 du dispositif 34 de 8,89 à 11,43 mm ( 0,35 à 0,45 pouce)
sont appropriées pour parvenir à ces buts.
Le choix de la largeur 68 de la microplaquette 30 affecte la répartition des forces de tissu Si la largeur 68 est trop étroite, la microplaquette 30 tend à fléchir l'artère radiale 26 au périmètre de la microplaquette 30, et cette flexion affecte elle-même de façon défavorable la précision des mesures de contrainte Pour l'artère radiale d'un adulte, une largeur 68 de 5,08 mm ( 0,20 pouce) s'est révélée
appropriée.
Un élément d'espacement 44 permet l'alignement et le positionnement du diaphragme 34 vis-à-vis du réseau d'émetteur 46 et du réseau de détecteur 48 La structure d'espacement 44 est de préférence fabriquée en une matière comme du nitrure de silicium dont le coefficient de dilatation thermique est semblable à celui du monocristal de silicium (la matière dont l'utilisation est préférée pour fabriquer la microplaquette 30 et le diaphragme 34) Si l'on choisissait pour la structure d'espacement 44 une matière dont le coefficient de dilatation thermique n'est pas semblable à celui du monocristal de silicium, les contraintes induites dans le diaphragme 34 provoqueraient un léger déplacement du diaphragme 34 en provoquant des erreurs de décalage et de sensibilité
dans le signal émis.
La partie sensible 34 de la microplaquette 30 effectue un déplacement mécanique continu proportionnel aux valeurs locales de contrainte dans le tissu de surface Ce déplacement est exploré optiquement par un réseau de diodes émettant dans l'infrarouge (représentées typiquement en 46) placé parallèlement à un réseau de photorécepteurs (représentés typiquement en 48) De préférence, les photoémetteurs sont soit des phototransistors, soit des photodiodes Les diodes 46 reçoivent leur courant d'excitation au moyen de traces de circuit représentées typiquement en 54 Les diodes 46 émettent une énergie électromagnétique 70 sur la
surface 60 de la face inférieure du diaphragme 34.
L'énergie électromagnétique 70 est réfléchie depuis la surface 60 de la face inférieure de l'auge 56 et tombe sur le photorécepteur 48 Le photorécepteur 48 transforme le rayonnement électromagnétique 70 en un signal de courant photoélectrique qui traverse les traces de circuit représentées typiquement en 52 et est amené à un circuit 72 de convertisseur/multiplexeur Le substrat 50 forme la fondation structurelle sur laquelle sont construits les diodes 46 et les photorécepteurs 48 La structure de support 74 relie la tête 40 de capteur et tous ses éléments composants pour
une interconnexion avec la carte 76 de circuit imprimé.
Des connecteurs à compression 78, 80 constituent un moyen commode pour amener l'énergie depuis les circuits 102 de multiplexage et d'énergie vers le réseau émetteur 46 à l'intérieur de la tête 40 et pour amener les signaux transformés depuis le réseau détecteur 48 jusqu'aux circuits de conversion 100. En se référant maintenant au dessin de la Figure et de la Figure 6, le capteur 20 de la présente invention comprend une microplaquette 30, une entretoise 44 et un substrat émetteur/détecteur 50 La microplaquette 30 comprend une partie insensible 32 et une partie sensible 34 La partie sensible 34 effectue un déplacement mécanique continu proportionnel aux valeurs locales de contrainte de tissu de surface Ce déplacement est exploré optiquement par le réseau 84 de photorécepteurs placé en parallèle au réseau 82 d'émetteurs Le réseau 82 est de préférence constitué de plusieurs diodes individuelles émettant dans l'infra-rouge 46 et le réseau 84 de photorécepteurs est
constitué de plusieurs photorécepteurs individuels 48.
Les photoémetteurs 48 sont de préférence des phototransistors ou des photodiodes Le champ de faisceau associé à chaque diode infra-rouge (champs de faisceau typiques de deux photodiodes adjacentes 46 représentés en 86 et 88) est disposé de façon à
recouvrir le champ de faisceau de diodes adjacentes 46.
Cette technique de recouvrement produit, à partir de chaque canal optoélectronique, des sorties explorées spatialement qui sont lissées spatialement Ces sorties représentent collectivement une intégrale continue, pondérée dans l'espace, de la déflexion de la partie
sensible 34 de la microplaquette 30.
L'avantage fondamental offert par l'approche à diaphragme continu est sa capacité d'être surveillé à un emplacement arbitraire quelconque le long de sa longueur et sa capacité inhérente à lisser dans l'espace les valeurs localisées de contraintes En plus de ces avantages, l'arrangement décrit d'un réseau 82 d'émetteurs et d'un réseau 84 de capteurs constitue un complément des propriétés du diaphragme en intégrant optiquement la déformation de diaphragme sur une zone finie En raison des champs de faisceau qui se recouvrent 86, 88 de diodes adjacentes 46, la mesure fournie par chaque récepteur 48 représente une intégrale de recouvrement spatiale du déplacement de la partie sensible 34 de la microplaquette 30 dans une zone entourant une paire diode/récepteur De préférence, un flux d'énergie constante est rayonné par chaque diode 46 selon une configuration de Lambert (répartition selon la loi de cosinus) autour d'un axe normal à la surface de chaque diode 46 Une partie de ce flux d'énergie est réfléchie par la face inférieure revêtue métallisée 60 d'une partie sensible 34 de la microplaquette 30, en venant ainsi frapper un ou
plusieurs récepteurs 48 du réseau de photoémetteurs 84.
Ceci produit dès lors, dans chaque récepteur 48, un courant photoélectrique qui est converti en tension par un circuit de conversion de courant en tension à
l'intérieur du circuit convertisseur/multiplexeur 72.
Lorsque le diaphragme 34 répond à la contrainte de tissu, le rayonnement électromagnétique réfléchi
depuis la zone active du diaphragme 34 est dispersé.
Cette action réduit la quantité de rayonnement qui parviendrait dans le cas contraire aux récepteurs voisins 48 et provoque une réduction de leur signal de sortie Cette dispersion des rayons lumineux 90 à l'écart de récepteurs choisis ne produit qu'un léger écart du signal de sortie des récepteurs choisis (appelé ci-après faible rapport courant de signal au courant total inhérent aux capteurs ou faible rapport Isc/Itc) et, par conséquent, il est important de choisir la relation géométrique de la diode 46, du récepteur 48 et de la partie sensible de la microplaquette 30 pour optimiser la variation de puissance optique reçue en fonction du déplacement de diaphragme. Bien qu'aucun dispositif ne soit représenté comme disposé entre le diaphragme 34 et les réseaux 82 et 84 dans les modes de réalisation décrits, on envisage qu'un dispositif comme une lentille ou un masque, s'il est placé de cette manière, peut améliorer le rapport Isc/Itc des capteurs Par exemple, un mince élément opaque (masque) pourrait être placé entre le diaphragme 34 et les réseaux 82, 84 dans un plan parallèle à celui du diaphragme 34 Des fenêtres pourraient être ménagées dans cet élément pour permettre à l'énergie provenant du réseau émetteur 82 de frapper le diaphragme 34 dans une zone préférée et d'être réfléchie vers une zone préférée d'un (ou plusieurs) détecteurs 48 Pour comprendre comment le masque pourrait améliorer le rapport Isc/Itc, il est utile de considérer en premier
lieu la manière dont la version non masquée fonctionne.
Lorsque le diaphragme se fléchit, des rayons divergent à l'écart de récepteurs choisis 48 en réduisant ainsi la quantité d'énergie reçue en fonction de la courbure de diaphragme En revanche, le masque pourrait être réalisé de telle manière que le faisceau réfléchi résultant soit partiellement bloqué par le masque lorsque la géométrique du diaphragme (dans la zone o le faisceau le frappe) varie avec la contrainte appliquée Ceci provoque une variation plus significative de la quantité d'énergie reçue par variation unitaire de contrainte Le rapport Isc/Itc amélioré qui en résulte améliore la quantité de signal et réduit l'impact des contraintes thermiques et de la dégradation avec le temps des composants d'émetteurs et
de détecteurs.
Comme mentionné plus haut, même en utilisant un masque, la nature inhérente de la présente invention
limite le rapport maximal Isc/Itc qui peut être obtenu.
En raison de ce fait, il faut compenser la variation de signal de sortie provoquée par les facteurs qui ne sont pas reliés à la pression sanguine dans la mesure o ces facteurs pourraient fortement compromettre la précision du système De tels facteurs peuvent comprendre la dépendance vis-à-vis de la température des divers composants optiques et magnétiques qui constituent la tête 40 de capteur, ainsi que les variations résultant du vieillissement du système Si ces variables ne sont pas compensées, des erreurs inacceptables de décalage et de gain pourraient corrompre la précision du signal de contrainte de capteur Pour effectuer cette compensation, l'une des paires diode/récepteur est utilisée pour engendrer un signal de référence en réfléchissant de l'énergie exclusivement à partir d'une partie non insensible 32 de la microplaquette 30 de diaphragme Dans la mesure o cette région est fixe, toute variation du courant photoélectrique produite par le récepteur 48 dans cette paire de référence diode/récepteur serait due à la température, au vieillissement, et à des facteurs d'environnement dans des composants 82, 84 du réseau Ce signal de référence engendré par le récepteur de référence 48 est amené dans le circuit de correction approprié (ou logiciel) qui effectue lui-même le jugement approprié de décalage et de gain de chaque canal de capteur en fonction du signal de référence On va maintenant donner un exemple d'une méthodologie qui pourrait être employée pour utiliser le signal de référence engendré par la paire
diode/récepteur de référence.
Le capteur de contact de contrainte de l'appareil de tonométrie conforme à la présente invention engendre plusieurs courants électriques qui sont chacun une fonction de la déflexion du diaphragme local 34 et de la température ambiante locale sur la longueur de la tête 40 de capteur Considérons en premier lieu le modèle le plus simple de ce capteur en négligeant la contribution de la température et supposons une relation linéaire entre le courant de sortie et la contrainte. Si p = la valeur affichée de pression en mm Hg (lmm Hg est équivalent à 1,333 hectopascal) p = PENTE * x + DECALAGE o PENTE et DECALAGE sont des constantes de calibrage et x est supposée être une fonction linéaire
de la pression.
Pour ce modèle, les deux constantes de calibrage sont calculées en logiciel en remplaçant les valeurs souhaitées de p et les valeurs mesurées de x pour les deux conditions connues suivantes: 0 hectopascal ( O mm Hg) appliqué au capteur,
hectopascal ( 120 mm Hg) appliqués au capteur.
Cependant, la contribution de température à la fonction du capteur est significative et ne peut être négligée Le modèle le plus simple de la fonction de pression et de température suppose que le terme DECALAGE est une fonction linéaire de la température et que le terme PENTE est une constante indépendante de la température. Si d = la valeur affichée de pression en mm Hg, alors, d = XPENTE * x + (RPENTE * r + DECALAGE) o XPENTE, RPENTE et DECALAGE sont des constantes de calibrage, x est supposée être une fonction linéaire de la pression et de la température et r est supposée
être une fonction linéaire de la température.
L'entrée r est dérivée du capteur de référence mentionné précédemment, dont la structure optoélectronique est identique à celle qui engendre l'entrée x, sauf qu'il n'est pas modulé par la pression Il est situé de manière à se trouver dans le même environnement et, par conséquent, à la même
température que l'optoélectronique x.
Pour ce modèle, les trois constantes de calibrage sont calculées en logiciel en insérant les valeurs souhaitées de d et les valeurs mesurées de x et r pour les trois conditions connues suivantes: 0 hectopascal ( O mm Hg) appliqué au capteur à la température 1, hectopascal ( 120 mm Hg) appliqués au capteur à la température 1, 0 hectopascal ( O mm Hg) appliqué au capteur à la
température 2.
Cependant, l'effet de la température sur le coefficient PENTE est également significatif et ne peut être négligé Un modèle qui tient également compte de cet effet, en supposant qu'il est linéaire, est construit de la façon suivante: d = lRXPENTE * r + XDECALAGEl * x + lRPENTE * r + DECALAGEl o d est la valeur affichée de pression mm Hg, RXPENTE, XDECALAGE, RPENTE et DECALAGE sont des constantes de calibrage, x est supposée être une fonction linéaire de la pression et de la température, et r est supposée être une fonction linéaire de la
température.
Pour ce modèle, les quatre constantes de calibrage sont calculées en logiciel en insérant les valeurs souhaitées de d et les valeurs mesurées de x et r pour les quatre valeurs connues suivantes: O hectopascal ( O mm Hg) appliqué au capteur à la température 1, hectopascal ( 120 mm Hg) appliqués au capteur à la température 1, 0 hectopascal ( O mm Hg) appliqué au capteur à la température 2, hectopascal ( 120 mm Hg) appliqués au capteur à
la température 2.
Un procédé permettant d'effectuer automatiquement ces quatre calibrages dans le logiciel d'un ordinateur d'une manière telle qu'il n'y ait pas d'interaction entre les conditions, c'est-à-dire qu'un calibrage d'une condition quelconque n'exige aucun nouveau calibrage d'une condition précédemment calibrée, est le suivant: Calibrage à O hectopascal ( O mm Hg), température 1: A partir du modèle, ( 1) d = lRXPENTE * r + XDECALAGEl * x + lRPENTE * r + DECALAGEl et, puisqu'il est prévu d'afficher 0 mm Hg pour pi et tl, ( 2) O = lRXPENTE * r(tl) + XDECALAGEl * x(pl,tl) + lRPENTE * r(tl) + DECALAGEl En résolvant ( 2), ( 3) DECALAGE = lRXPENTE * r(tl) + XDECALAGEl * x(pl,tl) RPENTE * r(tl) Les valeurs introduites sont sauvegardées en tant que: Rll = r(tl) Xll = x(pl,tl) o pi = O hectopasacal ( O mm Hg) de pression appliquée, et
tl = température 1.
Calibrage à 160 hectopascal ( 120 mm Hg), température 1: En remplaçant les conditions p 2 et tl dans ( 1), ( 4) 120 = lRXPENTE * r(tl) + XDECALAGEl * x(p 2,tl) + ERPENTE * r(tl) + DECALAGEl En soustrayant ( 4) de ( 2),
( 5) 120 = lRXPENTE * r(tl) + XDECALAGEl * lx(p 2,tl) -
x(pl,tl)l
( 6) 120 = lRXPENTE * r(tl) + XDECALAGEl * lx(p 2,tl) -
Xlll En résolvant ( 6), ( 7) XDECALAGE = 120 + lx(p 2,tl) Xlll = RXPENTE * r(tl) En réajustant DECALAGE à partir de ( 3),
( 8) DECALAGE = lRXPENTE * Rll + XDECALAGEl * Xll -
RDECALAGE * Rll Les valeurs introduites sont sauvegardées comme: R 21 = r(tl) X 21 = x(p 2,tl) o p 2 = 120 mm Hg ( 160 hectopascal) de pression appliquée, et
tl = température 1.
Calibrage à O hectopascal ( O mm Hg), température 2: En substituant les conditions pl et t 2 dans ( 1), ( 9) O = lRXPENTE + r(t 2) + XDECALAGEl * x(pl,t 2) + lRPENTE * r(t 2) + DECALAGEl En soustrayant ( 9) ( 2), ( 10)O = RXPENTE * lr(t 2) * x(pl,t 2) r(tl) * x(pl, tl)l + XDECALAGE * lx(pl,t 2) x(pl,tl)l + RPENTE * lr(t 2) r(tl)l En résolvant ( 10), ( 11) RPENTE = lRXPENTE * lr(t 2) * x(pl,t 2) Rll * Xlll + XDECALAGE * lx(pl,t 2) Xlll + (r(t 2) Rll} En réajustant DECALAGE à partir de ( 3),
( 12) DECALAGE = lRXPENTE * Rll + XDECALAGEl * Xll -
RPENTE * Rll Les valeurs entrées sont sauvegardées comme: R 12 = r(t 2) X 12 = x(pl,t 2) o pl = O mm Hg pression appliquée, et
t 2 = température 2.
Calibrage à 160 hectopascal ( 120 mm Hg), température 2: En remplaçant les ccnditions p 2 et t 2 dans ( 1), ( 13) 120 = lRXPENTE * r(t 2) + XDECALAGEl * x(p 2,t 2) + lRPENTE * r(t 2) + DECALAGEl En soustrayant ( 13) ( 9), ( 14) 120 = lRXPENTE * r(t 2) + XDECALAGEl * lx(p 2,t 2) x(pl,t 2)l = lRXPENTE * r(t 2) + XDECALAGEl * lx(p 2,t 2) X 12 l
( 15) RXPENTE * r(t 2) + XDECALAGE = 120 + lx(p 2,t 2) -
X 12 l A partir de ( 7) et ( 8) ( 16) XDECALAGE = l 120 + (X 21 Xll)l RXPENTE * R 21 En remplaçant ( 16) dans ( 15),
RXPENTE * lr(t 2) R 211 = l 120 + lx(p 2,t 2) X 12}l -
l 120 + lX 21 Xllll
( 17) RXPENTE = l 120 + fr(t 2) R 2111}l * l 1 + lx(p 2,t 2) -
X 121 l 1 l 1 + {X 21 Xll Il Réajuster XDECALAGE en calculant à partir de ( 16)
avec la nouvelle valeur de RXPENTE insérée.
Réajuster RPENTE à partir de ( 11) avec les
nouvelles valeurs de RXPENTE et de XDECALAGE insérées.
Réajuster DECALAGE à partir de ( 12) avec les nouvelles valeurs de RXPENTE, XDECALAGE et RPENTE insérées. La fonction des points de calibrage, dans l'ordre décrit ci-dessus, est la suivante:
Point 1 Etablir décalage de pression (point zéro).
Point 2 Etablir pente de pression (gain).
Point 3 Etablir compensation de décalage (point zéro).
Point 4 Etablir compensation de pente (gain).
Comme on peut le voir à partir du procédé ci-
dessus, il n'existe aucune interaction entre les points de calibrage Les points peuvent être calibrés dans un ordre quelconque et tous les points ne sont pas nécessairement calibrés Par exemple, si une opération n'existe qu'à la température 1, seuls les deux premiers points doivent être calibrés Si seul le décalage doit être corrigé, le premier point de calibrage est suffisant Si seul le point à échelle complète à la température 1 exige une correction, seul le deuxième point doit être calibré. En se référant maintenant aux dessins des Figures 7 a et 7 b, le réseau de diodes 82 est disposé de telle manière que chaque diode 46 du réseau de diodes 82 est généralement disposée dans une ligne droite, sensiblement parallèle à un côté long 92 du substrat électronique 50 De même, chaque récepteur 48 du réseau de récepteurs 84 est généralement disposé dans une ligne droite qui est sensiblement parallèle à un côté long 92 du substrat électronique 50 La ligne de diodes 46 est espacée de la ligne de récepteurs 48 et chaque diode 46 est juxtaposée à deux récepteurs 48 de façon à être située généralement de manière équidistante par
rapport à ses deux récepteurs les plus proches 48.
Cette relation généralement équidistante (ou décalée) est démontrée à la Figure 7 a du fait que l'émetteur 46 a est généralement équidistant de ses deux détecteurs voisins les plus proches 48 a, 48 b Bien que cette relation d'équidistance présente certains avantages, qui sont décrits ci-dessous, on pense que d'autres dispositions d'émetteurs et détecteurs peuvent aussiagir de façon efficace.
Une coordination de l'activation et de la surveillance des paires choisies diode/récepteur, en même temps que la géométrie décalée entre diodes 46 et récepteurs 48 permet une résolution spatiale plus efficace que celle qui peut être obtenue en utilisant le même nombre de paires de diode/récepteur qui sont accordées horizontalement dans une configuration un pour un sur toute la longueur du substrat électronique 50 En raison de l'espacement diagonal décrit des paires diode/récepteur, la résolution spatiale effective du capteur 20 est effectivement doublée par rapport à la résolution qui peut être obtenue en utilisant des paires diode/récepteur accordées horizontalement Une approche similaire pourrait être utilisée si les éléments étaient alignés sans décalage; cependant, ceci provoquerait la production d'angles de réflexion et de zones de mesure inégaux pour des sites
d'interrogation en alternance.
Dans l'exemple représenté à la Figure 7 a, si une artère concernée (tracée en 51) chevauche les récepteurs 48 a à 48 e, elle serait généralement centrée autour de l'emplacement 94 Un ou plusieurs émetteurs à l'intérieur du réseau 82 d'émetteurs peuvent être utilisés avec un ou plusieurs détecteurs du réseau 84 de détecteurs pour former un groupe choisi de émetteurs/détecteurs pour détecter une contrainte du tissu De même, en se référant à la Figure 7 b, si l'artère concernée (tracée en 53) semblait centrée autour de l'emplacement 96, un ou plusieurs émetteurs pourraient être utilisés en liaison avec un ou plusieurs détecteurs pour détecter la contrainte dans
*le tissu.
En se référant maintenant au dessin de la Figure 8, la tête 40 de capteur est couplée électroniquement par des lignes de communication multiples 98 à la partie 42 de base de capteur La partie 42 de base de capteur comprend un circuit de conversion 100 pour convertir les signaux de sortie de courant provenant du réseau de détecteurs 84 en signaux de sortie de tension Ces signaux de tension sont envoyés par l'intermédiaire du multiplexeur 102 o ils sont numérisés sélectivement par un convertisseur A/N 104 et transmis au microprocesseur 106 Le microprocesseur 106 effectue la correction d'erreur mentionnée plus haut dans l'application et peut également effectuer diverses autres tâches de compilation/analyse de données Les données de pression sanguine peuvent ensuite être envoyées à un nombre quelconque de sorties par exemple un convertisseur numérique à analogique 108 dans le cas o une représentation analogique de la pression sanguine est souhaitable Les données de pression sanguine peuvent aussi être envoyées à un dispositif d'affichage 110 o elles peuvent donner à l'utilisateur une lecture numérique mise à jour en continu de la pression sanguine Le microprocesseur 106 peut être programmé pour régler un circuit logique de décodage 112 qui lui même active des circuits choisis d'énergie à l'intérieur des circuits de multiplexage et d'énergie 102. L'utilisateur du système selon la présente invention peut disposer de certaines options de réglage qui peuvent être introduites dans le microprocesseur 106 par des touches de réglage 116 Un circuit de réglage de puissance 118 peut être utilisé pour interfacer le microprocesseur 106 à un nombre quelconque d'actionneurs mécaniques 120 qui peuvent être utilisés pour répondre à divers ordres du
microprocesseur 106 dans l'utilisation du capteur 40.
Par exemple, le microprocesseur 106 peut utiliser un programme qui demande périodiquement si la tête 40 de
capteur aplanit l'artère concernée de façon appropriée.
S'il est déterminé que l'artère concernée n'est pas aplanie de façon appropriée par la microplaquette 30, le microprocesseur 106 peut activer le circuit 118 de commande de puissance pour ordonner à l'actionneur 120 de déplacer le capteur 20 de façon qu'il aplanisse de façon appropriée l'artère concernée D'autres applications peuvent être envisagées là o il est souhaitable de déplacer la tête de capteur 20 ou de la
régler d'une autre manière.
En se référant maintenant au dessin de la Figure 9, la tête 40 de capteur comprend une partie continue sensible de diaphragme 34 qui réfléchit sur les récepteurs 48 (a-n) la lumière provenant des diodes 46 (a-n) Chaque diode 46 est alimentée par une source de courant typiquement représentée en 122 qui peut être commutée sélectivement en fonction ou hors fonction à l'aide d'un interrupteur respectif 124 (a- n) Ces interrupteurs 124 a à 124 N sont tous réglés individuellement à l'aide du circuit 112 de logique de décodage Ceci est le mécanisme fondamental grâce auquel chaque diode 46 a à 46 N peut être activée sélectivement pour déterminer quelle partie du diaphragme 34 est la mieux appropriée pour la transmission du signal de contrainte de tissu Chaque récepteur 48 a à 48 N reçoit une partie de la lumière réfléchie depuis le diaphragme 34 et convertit cette lumière réfléchie en un signal de courant électrique qui est converti en une tension par chaque convertisseur respectif 126 a à 126 N de récepteur Les convertisseurs 126 a à 126 N sont configurés comme convertisseurs de courant-à-tension qui effectuent une conversion linéaire de courant-à-tension du signal de courant dérivé du récepteur respectif Les circuits de convertisseur de courant-à-tension sont bien connus de l'homme de l'art et, par conséquent, ne sont pas décrits en détail ici La sortie de chaque convertisseur est rendue disponible à son interrupteur respectif 128 a à 128 n Les interrupteurs 128 a à 128 n sont réglés à l'aide de la logique de décodage 112 qui permet au microprocesseur 106 de sélectionner une sortie quelconque d'un convertisseur 126 a à 126 N et de la placer sur la ligne 114 o elle est numérisée par le
convertisseur A/N 104.
Un détecteur 48 ' est apte à recevoir une lumière qui est réfléchie depuis une partie insensible 32 de la microplaquette 30 Comme mentionné précédemment, le détecteur 48 ' est utilisé pour engendrer un signal de référence qui sera utilisé par le microprocesseur 106 pour compenser des erreurs de décalage et de gain provoquées par la température, le vieillissement et
d'autres facteurs d'environnement.
La description détaillée qui précède montre que
les modes de réalisation préférés de la présente invention sont bien adaptés pour remplir les buts de l'invention Il est reconnu que l'homme de l'art peut apporter diverses modifications ou additions aux modes de réalisation préférés choisis ici pour illustrer la présente invention sans s'écarter de l'esprit de la
présente invention.
Claims (43)
1 Appareil ( 10) de détection de contrainte par contact d'un tissu ( 24), à utiliser dans un système destiné à déterminer sans pénétration la pression sanguine intra-artérielle d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend: une microplaquette ( 30) comportant un diaphragme ( 34) continu à placer contre un tissu ( 24) d'un patient qui couvre une artère ( 26) sous-jacente, ledit diaphragme ( 34) étant apte à être déformé en réponse à une contrainte dans ledit tissu ( 24) provoquée par la pression sanguine intra-artérielle de ladite artère
( 26),
un moyen d'ensemble semi-conducteur ( 46, 48) placé à proximité immédiate dudit diaphragme ( 34) continu, et à distance de celui-ci, afin d'émettre ( 46) sur ledit diaphragme ( 34) ledit rayonnement électromagnétique ( 70), de recevoir ( 48) une partie dudit rayonnement électromagnétique ( 70) réfléchie depuis ledit diaphragme ( 34) continu, et grâce à quoi la quantité de rayonnement électromagnétique ( 70) reçue par ledit moyen d'ensemble semi-conducteur est une fonction du déplacement dudit diaphragme ( 34) continu en réponse à ladite contrainte de tissu ( 24) provoquée par ladite pression sanguine
intra-artérielle de ladite artère ( 26).
2 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) est en
silicium.
3 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) est
constitué d'un monocristal de silicium.
4 Appareil ( 10) selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite microplaquette ( 30) est en silicium et comprend une auge ( 56) longitudinale, et en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56) forme un côté
dudit diaphragme ( 34).
Appareil ( 10) selon la revendication 4, caractérisé en ce que le profil en coupe transversale de ladite auge ( 56) longitudinale ressemble à une
géométrie de pyramide tétraédrique.
6 Appareil ( 10) selon la revendication 4, caractérisé en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56)
est généralement plat.
7 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite microplaquette ( 30) comprend une auge ( 56) longitudinale, en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56) forme un côté dudit diaphragme ( 34), et en ce que ledit fond ( 58) est revêtu d'une matière réfléchissante pour réfléchir le rayonnement électromagnétique ( 70) émis par ledit moyen d'ensemble semi-conducteur. 8 Appareil ( 10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que l'épaisseur dudit fond ( 58)
d'auge ( 56) est généralement de 6 5 x 10-6 mètres.
9 Appareil ( 10) selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit fond ( 58) d'auge ( 56) est
revêtu de métal.
Appareil ( 10) selon la revendication 9, caractérisé en ce que ledit métal est choisi dans le
groupe formé par l'or ou l'aluminium.
11 Appareil ( 10) selon la revendication 9, caractérisé en ce que ledit revêtement métallique est d'une épaisseur généralement égale à 60 x I- 03 im ( 600
Angstroems).
12 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que la rigidité efficace dudit diaphragme ( 34) est suffisante pour empêcher une distorsion significative de l'information de contrainte contenue à l'intérieur dudit rayonnement
électromagnétique ( 70) reçu.
13 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que le taux de contrainte dudit diaphragme ( 34) continu est généralement de 4, 572
micromètres/hectopascal ( 0,24 micropouce/mm Hg).
14 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) comporte deux côtés longitudinaux opposés espacés de 0,508 mm
( 0,020 pouce).
Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite microplaquette ( 30) comporte une face généralement rectangulaire à placer contre ledit tissu ( 24) recouvrant ladite artère ( 26), ladite face comportant un premier et un deuxième jeux de côtés parallèles opposés, en ce que les côtés opposés dudit premier jeu de ladite face rectangulaire sont généralement distants de 14,65 mm ( 0,577 pouce), et en ce que ledit diaphragme ( 34) est limité par au moins deux côtés généralement parallèles distants de
,79 mm ( 0,425 pouce).
16 Appareil ( 10)selon la revendication 15, caractérisé en ce que les côtés opposés parallèles dudit deuxième jeu de ladite face sont généralement
distants de 5,08 mm ( 0,200 pouce).
17 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un élément d'entretoise ( 44) disposé entre ladite microplaquette ( 30) et ledit moyen d'ensemble semi-conducteur et en ce que ledit élément d'entretoise ( 44), ledit diaphragme ( 34), ladite microplaquette ( 30) et ledit moyen d'ensemble semi- conducteur présentent tous un coefficient de dilatation thermique sensiblement semblable afin de minimiser les erreurs de dérive ou de
décalage induites de manière thermique.
18 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un élément d'entretoise ( 44) disposé entre ladite microplaquette ( 30) et ledit moyen d'ensemble semi-conducteur et en ce que ledit élément d'entretoise ( 44), ledit diaphragme ( 34), ladite microplaquette ( 30) et ledit moyen d'ensemble semi-conducteur présentent un coefficient de dilatation thermique sensiblement semblable afin de minimiser les erreurs de dérive ou de décalage induites
de manière thermique.
19 Appareil ( 10) selon la revendication 18, caractérisé en ce que ledit élément d'entretoise ( 44)
est en nitrure de silicium.
Appareil ( 10) selon la revendication 1,
caractérisé en ce que ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur est constitué de plusieurs émetteurs ( 46) destinés à émettre ledit rayonnement électromagnétique ( 70) sur ledit diaphragme ( 34), et de plusieurs détecteurs ( 48) comportant chacun une sortie, chaque détecteur recevant une partie dudit rayonnement électromagnétique ( 70) et transformant ledit rayonnement reçu en un signal électronique de sortie de
courant respectivement associé.
21 Appareil ( 10) selon la revendication 20, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) continu est généralement plan et possède une limite rectangulaire, ladite limite comportant une paire de côtés opposés
longs et une paire de côtés opposés courts.
22 Appareil ( 10) selon la revendication 1, caractérisé en ce que les émetteurs ( 46) de ladite pluralité sont disposés généralement en une ligne qui est généralement parallèle à l'un des côtés longs dudit diaphragme ( 34) et espacée de celui-ci, et en ce que lesdits détecteurs ( 48) sont agencés généralement dans une ligne séparée de ladite ligne d'émetteur, généralement parallèle à l'un desdits côtés longs dudit
diaphragme ( 34) et espacée de celui-ci.
23 Appareil ( 10)selon la revendication 22, caractérisé en ce que lesdits émetteurs ( 46) sont généralement également espacés entre eux et que lesdits détecteurs ( 48) sont généralement également espacés entre eux, et en ce que ladite ligne d'émetteurs ( 46) est juxtaposée à ladite ligne de détecteur de façon que deux détecteurs ( 48) adjacents quelconques de ladite ligne des détecteurs ( 48) soient équidistants d'au
moins un émetteur commun de ladite ligne d'émetteur.
24 Appareil ( 10) selon la revendication 20, caractérisé en ce que chaque émetteur de ladite pluralité d'émetteurs ( 46) émet un rayonnement électromagnétique ( 70) dans un champ de faisceau qui, lorsqu'il est projeté sur ledit diaphragme ( 34), recouvre le champ de faisceau projeté de ses voisins
adjacents les plus proches.
25 Appareil ( 10)selon la revendication 20, caractérisé en ce que ledit rayonnement électromagnétique ( 70) est choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra- rouge et ultra-violette. 26 Appareil ( 10)selon la revendication 20,
caractérisé en ce que ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur comprend une partie destinée à émettre un rayonnement électromagnétique ( 70) sur une surface de référence et à détecter un rayonnement électromagnétique ( 70) réfléchi par celle-ci, ladite surface de référence étant espacée dudit diaphragme
( 34).
27 Appareil ( 10) selon la revendication 26,
caractérisé en ce que ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur et ladite partie dudit moyen d'ensemble semi-conducteur sont fabriqués sensiblement à partir des mêmes matières et résident à proximité proche l'un
de l'autre.
28 Appareil ( 10) selon la revendication 27, caractérisé en ce que ledit rayonnement électromagnétique ( 70) est choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra- rouge et ultra-violette. 29 Appareil ( 10) selon la revendication 20, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens convertisseurs, couplés aux sorties desdits détecteurs ( 48), pour convertir en un signal de tension électrique ladite sortie de signal de courant électrique de chaque détecteur. Appareil ( 10) selon la revendication 29, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens de multiplexage et des moyens centraux de traitement, lesdits moyens de multiplexage étant couplés auxdits moyens de convertisseur pour choisir l'un desdits signaux électroniques convertis et transférer ledit signal vers lesdits moyens centraux de traitement en
vue d'une analyse.
31 Capteur ( 20) de contrainte par contact d'un tissu ( 24), à utiliser dans un système de détermination de pression sanguine intra-artérielle d'un patient sans perforation, destiné à engendrer un signal de contrainte par contact d'un tissu ( 24) indicatif de ladite pression sanguine intra-artérielle et un signal de correction pour compenser des erreurs dudit signal de contrainte par contact d'un tissu ( 24) provoquées par une dérive de température et un vieillissement dudit capteur ( 20), ledit système étant caractérisé en ce qu'il comprend: une microplaquette ( 30) comportant un diaphragme ( 34) continu et une partie insensible ( 32), ledit diaphragme ( 34) continu étant à placer contre un tissu
( 24) du patient qui recouvre une artère ( 26) sous-
jacente, ledit diaphragme ( 34) étant apte à être
déformé en réponse à ladite pression sanguine intra-
artérielle de ladite artère ( 26), ledit moyen d'ensemble semi- conducteur étant espacé dudit diaphragme ( 34) continu, et placé à proximité étroite de celui-ci afin d'émettre directement sur ledit diaphragme ( 34) ledit rayonnement électromagnétique ( 70), de recevoir directement une partie dudit rayonnement électromagnétique ( 70) réfléchie depuis ledit diaphragme ( 34) continu, de convertir directement ledit rayonnement reçu en un signal de contrainte par contact d'un tissu ( 24) qui représente des données de pression sanguine, grâce à quoi la quantité de rayonnement électromagnétique
( 70) qui est reçue par ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur est une fonction du déplacement auquel est soumis ledit diaphragme ( 34)continu en réponse à ladite pression sanguine intraartérielle de ladite artère ( 26), une structure d'espacement accouplée à ladite partie insensible ( 32) de ladite microplaquette ( 30) et dudit moyen d'ensemble semi-conducteur, ladite structure d'espacement fixant ladite séparation entre ledit moyen d'ensemble semi-conducteur et ladite microplaquette ( 30), une partie dudit moyen d'ensemble semi-conducteur espacée de ladite partie insensible ( 32) de ladite microplaquette ( 30), et placée à proximité étroite de celle-ci, afin d'émettre directement sur ladite partie insensible ( 32) de ladite microplaquette ( 30) ledit rayonnement électromagnétique ( 70), de recevoir directement une partie dudit rayonnement électromagnétique ( 70) réfléchi depuis ladite partie insensible ( 32) de ladite microplaquette
( 30),
de convertir directement ledit rayonnement reçu en un signal de correction qui représente une donnée de référence qui est indicative d'au moins un facteur de référence, et grâce à quoi toute variation du rayonnement reçu
par ladite partie dudit moyen d'ensemble semi-
conducteur est attribuée à au moins l'un desdits facteurs de référence et grâce à quoi ledit signal de correction est combiné avec ledit signal de contrainte par contact d'un tissu ( 24) d'une manière qui minimise la dépendance de ladite donnée de pression sanguine vis- à-vis d'au moins 'L'un desdits facteurs de référence. 32 Capteur ( 20) selon la revendication 31, caractérisé en ce que lesdits facteurs de référence comprennent la température et le vieillissement de ladite microplaquette ( 30), dudit moyen d'ensemble
semi-conducteur et de ladite structure d'espacement.
33 Capteur ( 20) selon la revendication 31,
caractérisé en ce que ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur et ladite partie dudit moyen d'ensemble semi-conducteur sont fabriqués sensiblement à partir des mêmes matières et sensiblement en même temps et en ce que lesdites matières résident à proximité étroite
l'une de l'autre.
34 Capteur ( 20) selon la revendication 31, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) est
constitué d'un monocristal de silicium.
Capteur ( 20) selon la revendication 34, caractérisé en ce que ladite structure d'espacement est
constituée de nitrure de silicium.
36 Capteur ( 20) selon la revendication 31, caractérisé en ce que ledit rayonnement électromagnétique ( 70) est choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra- rouge et ultra-violette. 37 Capteur ( 20) selon la revendication 31, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) est constitué d'une base en silicium comportant une auge
( 56) longitudinale.
38 Capteur ( 20)selon la revendication 37, caractérisé en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56) est généralement plan. 39 Capteur ( 20)selon la revendication 38, caractérisé en ce que l'épaisseur dudit fond ( 58)
d'auge ( 56) est généralement de 6,5 x 10-6 mètres.
Procédé de correction d'erreurs du signal de sortie d'un capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24), lesdites erreurs étant provoquées par les effets du vieillissement et des facteurs d'environnement dudit capteur, ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24) étant du type portant un élément à placer contre un tissu ( 24) de patient recouvrant une artère ( 26) concernée, ledit élément étant sensible à la contrainte du tissu ( 24 >, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes consistant à: réaliser un capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24) et un capteur de référence à partir des matières sensiblement identiques sensiblement au même instant, adapter ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24) pour qu'il soit sensible audit élément, adapter ledit capteur de référence pour qu'il soit sensible à une source fixe de référence qui ne varie pas avec ladite contrainte par contact d'un tissu ( 24) mesurée par ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24), grâce à quoi un signal de sortie dudit capteur de référence ne varie qu'en fonction dudit vieillissement, de la température et des facteurs d'environnement dudit capteur de référence, adapter ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24) et ledit capteur de référence pour qu'ils partagent le même environnement de façon à être également influencés par le vieillissement et les facteurs d'environnement, et combiner les signaux de sortie engendrés par ledit capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24) et ledit capteur de référence d'une manière qui enlève, de ladite sortie dudit capteur de contrainte par contact d'un tissu ( 24), ladite influence du
vieillissement et des facteurs d'environnement.
41 Appareil ( 10) miniaturisé de détection de contrainte par contact d'un tissu ( 24), à utiliser dans un système de détermination de pression sanguine intra-artérielle d'un patient sans pénétration, caractérisé en ce qu'il comprend: une microplaquette ( 30) en silicium comportant une partie insensible ( 32) et une partie de diaphragme ( 34) continu en silicium, ladite partie de diaphragme ( 34) continu en silicium étant à placer contre un tissu
( 24) du patient qui recouvre une artère ( 26) sous-
jacente, ledit diaphragme ( 34) étant apte à être sensible à une contrainte provoquée dans ledit tissu ( 24) par des pulsations de pression sanguine dans ladite artère ( 26) sous-jacente, un moyen de circuit intégré placé à proximité immédiate dudit diaphragme ( 34) continu et espacé de lui afin d'émettre directement sur ledit diaphragme ( 34) un rayonnement électromagnétique ( 70), recevoir directement une partie dudit rayonnement électromagnétique ( 70) réfléchi depuis ledit diaphragme ( 34) continu, et grâce à quoi la quantité de rayonnement électromagnétique ( 70) reçue par ledit moyen de circuit intégré est une fonction de la contrainte de tissu ( 24 détectée par ledit diaphragme ( 34) continu, ladite contrainte de tissu ( 24) résultant des pulsations de
pression sanguine dans ladite artère ( 26) sous-jacente.
42 Appareil ( 10) selcn la revendication 41, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) est
constitué d'un monocristal de silicium.
43 Appareil ( 10) selon la revendication 41, caractérisé en ce que ladite microplaquette ( 90) comprend une auge ( 56) longitudinale, en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56) forme un côté dudit diaphragme ( 34) et en ce que le profil en coupe transversale de ladite auge ( 56) longitudinale ressemble généralement à
une géométrie de pyramide tétraédrique.
44 Appareil ( 10) selon la revendication 43, caractérisé en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56) est généralement plan et en ce que le fond ( 58) de ladite auge ( 56) est revêtu d'une matière destinée à réfléchir le rayonnement électromagnétique ( 70) émis
par ledit moyen de circuit intégré.
Appareil ( 10) selon la revendication 4, caractérisé en ce que l'épaisseur dudit fond ( 58)
d'auge ( 56) est généralement de 6,5 x 10-6 mètre.
46 Appareil ( 10)selon la revendication 44, caractérisé en ce que ledit fond ( 58) d'auge ( 56) est revêtu de métal, en ce que ledit métal est choisi dans le groupe constitué par l'or et l'aluminium, et en ce que l'épaisseur dudit revêtement métallique est
généralement de 60 x 10-3 pm ( 600 Angstroems).
47 Appareil ( 10) selon la revendication 41, caractérisé en ce que la rigidité effective dudit diaphragme ( 34) est généralement cinquante fois supérieure à la rigidité typique dudit tissu ( 24)
recouvrant ladite artère ( 26).
48 Appareil ( 10) selon la revendication 41, caractérisé en ce que le taux de contrainte dudit diaphragme ( 34) continu est généralement de 4,572
micromètres/hectopascal ( 0,24 micropouce/mm Hg).
49 Appareil ( 10)selon la revendication 41, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) comporte deux côtés longitudinaux opposés espacés de 0,508 mm
( 0,020 pouce).
Appareil ( 10) selon la revendication 41, caractérisé en ce que ladite microplaquette ( 30) comporte une face généralement rectangulaire à placer contre ledit tissu ( 24) recouvrant ladite artère ( 26), ladite face comportant un premier et un deuxième Jeux de côtés parallèles opposés, en ce que les côtés opposés dudit premier jeu de ladite face rectangulaire sont généralement distants de 14,65 mm ( 0, 577 pouce), en ce que ledit diaphragme ( 34) est limité par au moins deux côtés généralement parallèles distants de 10,79 mm ( 0,425 pouce) et en ce que les côtés opposés parallèles dudit deuxième jeu de ladite face sont généralement
distants de 5,08 mm ( 0,200 pouce).
51 Appareil ( 10) selon la revendication 41, comprenant en outre un élément d'espacement disposé entre ledit diaphragme ( 34) continu et ledit moyen de circuit intégré pour réaliser l'alignement et le positionnement dudit moyen de circuit intégré par rapport audit diaphragme ( 34), en ce que le coefficient de dilatation thermique dudit élément d'espace ment est sensiblement semblable à celui dudit diaphragme ( 34) continu et en ce que ledit élément d'espacement est en
nitrure de silicium.
52 Appareil ( 10) selon la revendication 41.
caractérisé en ce que ledit moyen d'ensemble semi-
conducteur est constitué de plusieurs émetteurs ( 46) destinés à émettre ledit rayonnement électromagnétique ( 70) sur ledit diaphragme ( 34), et de plusieurs détecteurs ( 48) comportant chacun une sortie, chaque détecteur recevant une partie dudit rayonnement électromagnétique ( 70) et transformant ledit rayonnement recu en un signal électronique de sortie de
courant respectivement associé.
53 Appareil '10 selcn la revendication 52, caractérisé en ce que ledit diaphragme ( 34) continu est généralement plan et possède une limite rectangulaire, ladite limite comportant une paire de côtés opposés longs et une paire de côtés opposés courts, en ce que les émetteurs ( 46) de ladite pluralité sont disposés généralement en une ligne qui est généralement parallèle à l'un des côtés longs dudit diaphragme ( 34) et espacée de celui-ci, et en ce que lesdits détecteurs ( 48) sont agencés généralement dans une ligne séparée de ladite ligne d'émetteur, généralement parallèle à l'un desdits côtés longs dudit diaphragme ( 34) et
espacée de celui-ci.
54 Appareil ( 10) selon la revendication 53, caractérisé en ce que lesdits émetteurs ( 46) sont généralement également espacés entre eux et que lesdits détecteurs ( 48) sont généralement également espacés entre eux, et en ce que ladite Ligne d'émetteurs ( 46) est Juxtaposée à ladite ligne de détecteur de façon que deux détecteurs ( 48) adjacents quelconques de ladite ligne des détecteurs ( 48) soient équidistants d'au
moins un émetteur commun de ladite ligne d'émetteur.
Appareil ( 10) selon la revendication 52.
caractérisé en ce que chaque émetteur de ladite pluralité d'émetteurs ( 46) émet un rayonnement électromagnétique ( 70) dans un champ de faisceau qui, lorsqu'il est projeté sur ledit diaphragme ( 34), recouvre le champ de faisceau projeté de ses voisins
adjacents les plus proches.
56 Appareil ( 10)selon la revendication 52, caractérisé en ce que chaque émetteur rayonne une énergie électromagnétique qui suit une configuration de Lambert autour d'un axe normal à une surface émettrice dudit émetteur et dans lequel Ledit rayonnement électromagnétique ( 70) est choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra-rouge et ultra-violette.
57 Appareil ( 10) selon la revendication 41.
caractérisé en ce que ledit moyen de circuit intégré comprend en outre une partie de référence pour émettre un rayonnement électromagnétique ( 70) sur une surface de matière insensible ( 32) de ladite plaquette de silicium et détecter un rayonnement électromagnétique ( 70) réfléchi depuis une surface de matière insensible ( 32) de ladite plaquette de silicium, ladite surface insensible ( 32) de la microplaquette ( 30) étant espacée dudit diaphragme ( 34), en ce que ledit moyen de circuit intégré et ladite partie de référence dudit moyen de circuit intégré sont fabriqués sensiblement à partir des mêmes matières et résident à proximité étroite l'un de l'autre et en ce que ledit rayonnement électromagnétique ( 70) est choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra-rouge et ultra-violette.
58 Appareil ( 10)selon la revendication 52, caractérisé en ce que ledit rayonnement électromagnétique ( 70) est choisi dans le groupe constitué par les lumières visible, infra- rouge et ultra-violette.
59 Appareil ( 10)selon la revendication 52.
caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens convertisseurs, couplés aux sorties desdits détecteurs ( 48), pour convertir en un signal de tension électrique ladite sortie de signal de courant électrique de chaque détecteur, et en ce qu'il comprend en outre des moyens de multiplexage et des moyens centraux de traitement, lesdits moyens de multiplexage étant couplés auxdits moyens de convertisseur pour choisir l'un desdits signaux électroniques convertis et transférer ledit signal vers lesdits moyens centraux de traitement en
vue d'une analyse.
Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| US07/621,165 US5158091A (en) | 1990-11-30 | 1990-11-30 | Tonometry system for determining blood pressure |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2669819A1 true FR2669819A1 (fr) | 1992-06-05 |
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Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
| FR9114719A Expired - Fee Related FR2669819B1 (fr) | 1990-11-30 | 1991-11-28 | Systeme de tonometrie pour la determination de pression sanguine. |
Country Status (7)
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|---|---|
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| ES (1) | ES2081733B1 (fr) |
| FR (1) | FR2669819B1 (fr) |
| GB (1) | GB2250816B (fr) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1880666A1 (fr) * | 2006-07-21 | 2008-01-23 | ETA SA Manufacture Horlogère Suisse | Pulsomètre portable au poignet et procédé de commande associé |
Families Citing this family (105)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6246894B1 (en) | 1993-02-01 | 2001-06-12 | In-Line Diagnostics Corporation | System and method for measuring blood urea nitrogen, blood osmolarity, plasma free hemoglobin and tissue water content |
| US5372136A (en) * | 1990-10-06 | 1994-12-13 | Noninvasive Medical Technology Corporation | System and method for noninvasive hematocrit monitoring |
| US6681128B2 (en) | 1990-10-06 | 2004-01-20 | Hema Metrics, Inc. | System for noninvasive hematocrit monitoring |
| US5351686A (en) * | 1990-10-06 | 1994-10-04 | In-Line Diagnostics Corporation | Disposable extracorporeal conduit for blood constituent monitoring |
| US6725072B2 (en) | 1990-10-06 | 2004-04-20 | Hema Metrics, Inc. | Sensor for transcutaneous measurement of vascular access blood flow |
| US6266546B1 (en) | 1990-10-06 | 2001-07-24 | In-Line Diagnostics Corporation | System for noninvasive hematocrit monitoring |
| US5158091A (en) * | 1990-11-30 | 1992-10-27 | Ivac Corporation | Tonometry system for determining blood pressure |
| US5263484A (en) * | 1992-02-13 | 1993-11-23 | Ivac Corporation | Method of determining which portion of a stress sensor is best positioned for use in determining intra-arterial blood pressure |
| US5261412A (en) * | 1992-11-20 | 1993-11-16 | Ivac Corporation | Method of continuously monitoring blood pressure |
| US5450852A (en) * | 1993-11-09 | 1995-09-19 | Medwave, Inc. | Continuous non-invasive blood pressure monitoring system |
| US5797850A (en) | 1993-11-09 | 1998-08-25 | Medwave, Inc. | Method and apparatus for calculating blood pressure of an artery |
| US5941828A (en) | 1993-11-09 | 1999-08-24 | Medwave, Inc. | Hand-held non-invasive blood pressure measurement device |
| US5439001A (en) * | 1993-11-17 | 1995-08-08 | Ivac Corporation | Flexible diaphragm tonometer |
| US5509423A (en) * | 1993-12-28 | 1996-04-23 | Advanced Bodymetrics Corporation | Pump band |
| US5971931A (en) * | 1994-03-29 | 1999-10-26 | Raff; Gilbert Lewis | Biologic micromonitoring methods and systems |
| US5908027A (en) * | 1994-08-22 | 1999-06-01 | Alaris Medical Systems, Inc. | Tonometry system for monitoring blood pressure |
| DE4441081A1 (de) * | 1994-11-18 | 1996-05-30 | Jenoptik Technologie Gmbh | Anordnung zur exakten Bestimmung einer Applanationsfläche zur Augendruckmessung |
| GB9426038D0 (en) | 1994-12-22 | 1995-02-22 | Iaf Biochem Int | Low molecular weight bicyclic thrombin inhibitors |
| US5832924A (en) * | 1995-02-16 | 1998-11-10 | Medwave, Inc. | Method of positioning a sensor for determining blood pressure of an artery |
| US5640964A (en) * | 1995-02-16 | 1997-06-24 | Medwave, Inc. | Wrist mounted blood pressure sensor |
| DE29506015U1 (de) * | 1995-04-07 | 1995-06-14 | Hosokawa Alpine Ag, 86199 Augsburg | Sichtrad für Schleuderrad-Windsichter |
| DE19549818B4 (de) * | 1995-09-29 | 2010-03-18 | Osram Opto Semiconductors Gmbh | Optoelektronisches Halbleiter-Bauelement |
| US6057314A (en) * | 1995-12-21 | 2000-05-02 | Biochem Pharma Inc. | Low molecular weight bicyclic thrombin inhibitors |
| US6090061A (en) * | 1997-10-22 | 2000-07-18 | In-Line Diagnostics Corporation | Disposable extracorporeal conduit for blood constituent monitoring |
| US6746415B1 (en) * | 1996-10-23 | 2004-06-08 | Hema Metrics, Inc. | Method of blood constituent monitoring using improved disposable extracorporeal conduit |
| US6546813B2 (en) | 1997-01-08 | 2003-04-15 | The Trustees Of Boston University | Patient monitoring system employing array of force sensors on a bedsheet or similar substrate |
| US6804543B2 (en) | 1998-02-05 | 2004-10-12 | Hema Metrics, Inc. | Sensor for transcutaneous measurement of vascular access blood flow |
| JP4290338B2 (ja) * | 1998-07-03 | 2009-07-01 | アバティス メディカル テクノロジーズ リミテッド | 生物医学的圧力測定用平面トランスデューサー |
| AU1198100A (en) | 1998-09-23 | 2000-04-10 | Keith Bridger | Physiological sensing device |
| EP1151286B1 (fr) | 1999-02-08 | 2004-12-22 | Defence Science and Technology Organisation of the Department of Defence | Capteur de degradation de collages en micro-electronique et procede de fabrication |
| US6159157A (en) * | 1999-04-23 | 2000-12-12 | Medwave, Inc. | Blood pressure measurement device with a sensor locator |
| US6471655B1 (en) | 1999-06-29 | 2002-10-29 | Vitalwave Corporation | Method and apparatus for the noninvasive determination of arterial blood pressure |
| WO2001017425A2 (fr) * | 1999-09-03 | 2001-03-15 | Tensys Medical, Inc. | Capteur intelligent de parametres physiologiques et procede correspondant |
| US6676600B1 (en) * | 1999-09-03 | 2004-01-13 | Tensys Medical, Inc. | Smart physiologic parameter sensor and method |
| US6554774B1 (en) | 2000-03-23 | 2003-04-29 | Tensys Medical, Inc. | Method and apparatus for assessing hemodynamic properties within the circulatory system of a living subject |
| US6475153B1 (en) | 2000-05-10 | 2002-11-05 | Motorola Inc. | Method for obtaining blood pressure data from optical sensor |
| US6533729B1 (en) * | 2000-05-10 | 2003-03-18 | Motorola Inc. | Optical noninvasive blood pressure sensor and method |
| US6705990B1 (en) | 2000-07-25 | 2004-03-16 | Tensys Medical, Inc. | Method and apparatus for monitoring physiologic parameters of a living subject |
| US6746407B2 (en) * | 2000-12-29 | 2004-06-08 | Hema Metrics, Inc. | Method of measuring transcutaneous access blood flow |
| ITTO20010037U1 (it) * | 2001-03-02 | 2002-09-02 | Gambro Dasco Spa | Raccordo di un circuito di circolazione del sangue in una macchina didialisi. |
| FR2824724B1 (fr) | 2001-05-18 | 2004-03-12 | Henley Trading Internat Inc | Instrument pour la mesure de la pression sanguine capillaire |
| ITBO20010355A1 (it) * | 2001-06-05 | 2002-12-05 | Gambro Dasco Spa | Metodo e dispositivo per rilevare in modo non intrusivo la pressione del sangue in un circuito di una macchina di dialisi |
| US6985870B2 (en) | 2002-01-11 | 2006-01-10 | Baxter International Inc. | Medication delivery system |
| US10173008B2 (en) | 2002-01-29 | 2019-01-08 | Baxter International Inc. | System and method for communicating with a dialysis machine through a network |
| US20030140928A1 (en) * | 2002-01-29 | 2003-07-31 | Tuan Bui | Medical treatment verification system and method |
| US8775196B2 (en) | 2002-01-29 | 2014-07-08 | Baxter International Inc. | System and method for notification and escalation of medical data |
| US7317409B2 (en) | 2002-01-30 | 2008-01-08 | Tensys Medical, Inc. | Apparatus and method for interfacing time-variant signals |
| US6730038B2 (en) | 2002-02-05 | 2004-05-04 | Tensys Medical, Inc. | Method and apparatus for non-invasively measuring hemodynamic parameters using parametrics |
| US6695789B2 (en) * | 2002-02-21 | 2004-02-24 | Medwave, Inc. | Disposable non-invasive blood pressure sensor |
| US8234128B2 (en) | 2002-04-30 | 2012-07-31 | Baxter International, Inc. | System and method for verifying medical device operational parameters |
| US20040176667A1 (en) * | 2002-04-30 | 2004-09-09 | Mihai Dan M. | Method and system for medical device connectivity |
| US20040167804A1 (en) * | 2002-04-30 | 2004-08-26 | Simpson Thomas L.C. | Medical data communication notification and messaging system and method |
| US20040172301A1 (en) * | 2002-04-30 | 2004-09-02 | Mihai Dan M. | Remote multi-purpose user interface for a healthcare system |
| US20040172300A1 (en) * | 2002-04-30 | 2004-09-02 | Mihai Dan M. | Method and system for integrating data flows |
| US20050065817A1 (en) * | 2002-04-30 | 2005-03-24 | Mihai Dan M. | Separation of validated information and functions in a healthcare system |
| US6974419B1 (en) * | 2002-08-01 | 2005-12-13 | Tensys Medical, Inc. | Method and apparatus for control of non-invasive parameter measurements |
| US20040073123A1 (en) * | 2002-10-11 | 2004-04-15 | Hessel Stephen R. | Apparatus and methods for non-invasively measuring hemodynamic parameters |
| US7946994B2 (en) | 2004-10-07 | 2011-05-24 | Tensys Medical, Inc. | Compact apparatus and methods for non-invasively measuring hemodynamic parameters |
| WO2007133759A2 (fr) | 2006-05-13 | 2007-11-22 | Tensys Medical, Inc. | Appareil et procédés e positionnement en continu |
| US8343063B2 (en) | 2006-05-24 | 2013-01-01 | Tarilian Laser Technologies, Limited | Optical vital sign detection method and measurement device |
| US20080071180A1 (en) * | 2006-05-24 | 2008-03-20 | Tarilian Laser Technologies, Limited | Vital Sign Detection Method and Measurement Device |
| US8968204B2 (en) * | 2006-06-12 | 2015-03-03 | Transonic Systems, Inc. | System and method of perivascular pressure and flow measurement |
| US20080021334A1 (en) * | 2006-07-19 | 2008-01-24 | Finburgh Simon E | Apparatus and methods for non-invasively measuring hemodynamic parameters |
| US20080154177A1 (en) * | 2006-11-21 | 2008-06-26 | Baxter International Inc. | System and method for remote monitoring and/or management of infusion therapies |
| JP5441715B2 (ja) * | 2007-01-31 | 2014-03-12 | タリリアン レーザー テクノロジーズ，リミテッド | 光パワー変調 |
| US8210049B2 (en) * | 2007-03-15 | 2012-07-03 | Nxstage Medical, Inc. | Pressure measurement device |
| WO2009003212A1 (fr) * | 2007-07-02 | 2009-01-08 | Atcor Medical Pty Ltd | Dispositif d'optimisation de fréquence de pas |
| CA2705352A1 (fr) | 2007-10-12 | 2009-04-16 | Tensys Medical, Inc. | Appareil et procedes de mesure non invasive de la pression sanguine arterielle d'un patient |
| US20090099463A1 (en) * | 2007-10-15 | 2009-04-16 | Summit Doppler Systems, Inc. | System and method for a non-supine extremity blood pressure ratio examination |
| US8577431B2 (en) | 2008-07-03 | 2013-11-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noise shielding for a noninvasive device |
| US8057679B2 (en) | 2008-07-09 | 2011-11-15 | Baxter International Inc. | Dialysis system having trending and alert generation |
| US10089443B2 (en) | 2012-05-15 | 2018-10-02 | Baxter International Inc. | Home medical device systems and methods for therapy prescription and tracking, servicing and inventory |
| US8630691B2 (en) | 2008-08-04 | 2014-01-14 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents |
| US8554579B2 (en) | 2008-10-13 | 2013-10-08 | Fht, Inc. | Management, reporting and benchmarking of medication preparation |
| US9185496B1 (en) | 2009-11-06 | 2015-11-10 | Charles Richard Abbruscato | Piezo element stethoscope |
| US8320576B1 (en) | 2009-11-06 | 2012-11-27 | Charles Richard Abbruscato | Piezo element stethoscope |
| US8447043B1 (en) | 2009-11-06 | 2013-05-21 | Charles Richard Abbruscato | Piezo element stethoscope |
| US9357933B2 (en) * | 2010-01-19 | 2016-06-07 | Donna Baldwin | Continuous, non-invasive, optical blood pressure monitoring system |
| US9002655B2 (en) | 2010-05-03 | 2015-04-07 | Gambro Lundia Ab | Medical apparatus for extracorporeal blood treatment and method for determining a blood parameter value in a medical apparatus thereof |
| BR122021016044B1 (pt) | 2010-05-08 | 2022-07-19 | Bruin Biometrics, Llc | Aparelho para detecção de umidade subepidérmica (sem) |
| EP2618725A2 (fr) | 2010-09-23 | 2013-07-31 | Summit Doppler Systems, Inc. | Évaluation d'une maladie artérielle périphérique chez un patient utilisant un signal de pression oscillométrique obtenu à une extrémité inférieure du patient |
| US9655530B2 (en) | 2011-04-29 | 2017-05-23 | Tensys Medical, Inc. | Apparatus and methods for non-invasively measuring physiologic parameters of one or more subjects |
| US9375150B2 (en) | 2012-04-25 | 2016-06-28 | Summit Doppler Systems, Inc. | Identification of pressure cuff conditions using frequency content of an oscillometric pressure signal |
| NZ723391A (en) | 2012-08-31 | 2018-01-26 | Baxter Corp Englewood | Medication requisition fulfillment system and method |
| SG11201503190RA (en) | 2012-10-26 | 2015-05-28 | Baxter Corp Englewood | Improved image acquisition for medical dose preparation system |
| EP3453377A1 (fr) | 2012-10-26 | 2019-03-13 | Baxter Corporation Englewood | Station de travail améliorée pour système de préparation de doses médicales |
| EP4241668A3 (fr) | 2013-03-16 | 2023-11-15 | Empatica Srl | Appareil et procédé pour mesure d'activité électrocutanée à compensation de courant |
| WO2015066445A1 (fr) * | 2013-10-31 | 2015-05-07 | The General Hospital Corporation | Système de mesure et de surveillance de la pression sanguine |
| AU2015284368A1 (en) | 2014-06-30 | 2017-01-12 | Baxter Corporation Englewood | Managed medical information exchange |
| US11107574B2 (en) | 2014-09-30 | 2021-08-31 | Baxter Corporation Englewood | Management of medication preparation with formulary management |
| US11575673B2 (en) | 2014-09-30 | 2023-02-07 | Baxter Corporation Englewood | Central user management in a distributed healthcare information management system |
| US10162935B2 (en) * | 2014-11-26 | 2018-12-25 | Koninklijke Philips N.V. | Efficient management of visible light still images and/or video |
| EP3227851A4 (fr) | 2014-12-05 | 2018-07-11 | Baxter Corporation Englewood | Analyse de données de préparation de dose |
| JP2018507487A (ja) | 2015-03-03 | 2018-03-15 | バクスター・コーポレーション・イングルウッドＢａｘｔｅｒ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ Ｅｎｇｌｅｗｏｏｄ | アラート統合を伴う薬局ワークフロー管理 |
| AU2016250527B2 (en) | 2015-04-24 | 2021-01-14 | Bruin Biometrics Llc | Apparatus and methods for determining damaged tissue using sub-epidermal moisture measurements |
| JP2018524718A (ja) | 2015-06-25 | 2018-08-30 | ガンブロ・ルンディア・エービーＧａｍｂｒｏ Ｌｕｎｄｉａ Ａｂ | 分散データベースを有する医療装置システム及び方法 |
| US10448871B2 (en) * | 2015-07-02 | 2019-10-22 | Masimo Corporation | Advanced pulse oximetry sensor |
| BR112019012719A2 (pt) | 2016-12-21 | 2019-11-26 | Gambro Lundia Ab | sistema de dispositivo médico incluindo infraestrutura de tecnologia de informação tendo domínio de agrupamento seguro suportando domínio externo |
| WO2018144946A1 (fr) | 2017-02-03 | 2018-08-09 | Bruin Biometrics, Llc | Mesure de la susceptibilité aux ulcères du pied diabétique |
| CN109890273B (zh) | 2017-02-03 | 2022-10-11 | 布鲁恩生物有限责任公司 | 水肿的测量 |
| AU2018217185B2 (en) | 2017-02-03 | 2020-10-15 | Bbi Medical Innovations, Llc | Measurement of tissue viability |
| WO2019099810A1 (fr) | 2017-11-16 | 2019-05-23 | Bruin Biometrics, Llc | Traitement stratégique d'une escarre de décubitus à l'aide de valeurs d'humidité sous-épidermique |
| GB2584226B (en) | 2018-02-09 | 2022-06-22 | Bruin Biometrics Llc | Detection of tissue damage |
| KR20210070365A (ko) | 2018-10-11 | 2021-06-14 | 브루인 바이오메트릭스, 엘엘씨 | 일회용 요소를 가진 디바이스 |
| US11642075B2 (en) | 2021-02-03 | 2023-05-09 | Bruin Biometrics, Llc | Methods of treating deep and early-stage pressure induced tissue damage |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988005283A1 (fr) * | 1987-01-27 | 1988-07-28 | Sri International | Procede et appareil de controle de la pression sanguine |
| EP0290646A1 (fr) * | 1987-05-12 | 1988-11-17 | Erhard Dr. Giese | Capteur de pression à fibres optiques |
| WO1989003194A1 (fr) * | 1986-03-24 | 1989-04-20 | JÜNEMANN, Reinhard | Procede et equipement pour mesurer indirectement la pression sanguine et le pouls, en particulier chez l'homme |
| EP0348224A1 (fr) * | 1988-06-24 | 1989-12-27 | Colin Corporation | Appareil pour détecter la pression d'onde du pouls |
| EP0384048A1 (fr) * | 1989-02-20 | 1990-08-29 | Colin Electronics Co., Ltd. | Appareil de mesure de la pression artérielle |
Family Cites Families (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3517999A (en) * | 1966-01-07 | 1970-06-30 | Itt | Optical strain gauge |
| US4085740A (en) * | 1966-03-28 | 1978-04-25 | Lockheed Corporation | Method for measuring physiological parameter |
| US3782368A (en) * | 1971-05-24 | 1974-01-01 | Mc Donnell Douglas Corp | Transducer construction and system for measuring respiration |
| US3991746A (en) * | 1975-03-31 | 1976-11-16 | Medical R & D, Limited | Patient monitoring system and method |
| US4269193A (en) * | 1977-11-04 | 1981-05-26 | Sri International | Noninvasive blood pressure monitoring transducer |
| US4307728A (en) * | 1979-12-31 | 1981-12-29 | Walton Charles A | Portable device for measuring heartbeat rate with compensation for extraneous signals |
| US4803992A (en) * | 1980-10-28 | 1989-02-14 | Lemelson Jerome H | Electro-optical instruments and methods for producing same |
| EP0109826A3 (fr) * | 1982-11-17 | 1985-05-15 | Medasid Ltd. | Système capteur d'informations médicales |
| US4561447A (en) * | 1983-01-14 | 1985-12-31 | Nippon, Colin Co., Ltd. | Apparatus and method of detecting arterial pulse wave |
| US5107847A (en) * | 1983-05-25 | 1992-04-28 | Camino Laboratories | Fiber-optic transducer apparatus |
| SE441725B (sv) * | 1985-01-10 | 1985-11-04 | Bertil Hok | System for fysiologiska tryckregistreringar |
| US4727730A (en) * | 1986-07-10 | 1988-03-01 | Medex, Inc. | Integrated optic system for monitoring blood pressure |
| GB2193310A (en) * | 1986-08-01 | 1988-02-03 | Boc Group Plc | Pressure sensor |
| US4926696A (en) * | 1986-11-19 | 1990-05-22 | Massachusetts Institute Of Technology | Optical micropressure transducer |
| US4753243A (en) * | 1987-01-14 | 1988-06-28 | Rca Corporation | Pulse rate monitor |
| US5013396A (en) * | 1987-06-01 | 1991-05-07 | The Regents Of The University Of Michigan | Method of making an ultraminiature pressure sensor |
| JPH0428562Y2 (fr) * | 1988-02-23 | 1992-07-10 | ||
| SE460396B (sv) * | 1988-07-29 | 1989-10-09 | Radisensor Ab | Miniatyriserad givaranordning foer maetning av fysiologiska tryck in vivo |
| JP3039934B2 (ja) * | 1989-06-13 | 2000-05-08 | コーリン電子株式会社 | 圧脈波検出装置 |
| US5065765A (en) * | 1989-06-23 | 1991-11-19 | Colin Electronics Co., Ltd. | Compensation for tonometer sensor crosstalk and element spacing |
| US5154680A (en) * | 1990-03-27 | 1992-10-13 | Rutgers University | Pressure waveform monitor |
| US5158091A (en) * | 1990-11-30 | 1992-10-27 | Ivac Corporation | Tonometry system for determining blood pressure |
-
1990
- 1990-11-30 US US07/621,165 patent/US5158091A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-11-19 CA CA002055850A patent/CA2055850C/fr not_active Expired - Fee Related
- 1991-11-27 ES ES09102649A patent/ES2081733B1/es not_active Expired - Lifetime
- 1991-11-28 GB GB9125385A patent/GB2250816B/en not_active Expired - Fee Related
- 1991-11-28 FR FR9114719A patent/FR2669819B1/fr not_active Expired - Fee Related
- 1991-11-28 DE DE4139171A patent/DE4139171A1/de not_active Withdrawn
- 1991-11-29 JP JP3356135A patent/JPH06292659A/ja active Pending
-
1992
- 1992-10-16 US US07/962,364 patent/US5284150A/en not_active Expired - Lifetime
-
2002
- 2002-03-11 JP JP2002066014A patent/JP2002330931A/ja active Pending
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1989003194A1 (fr) * | 1986-03-24 | 1989-04-20 | JÜNEMANN, Reinhard | Procede et equipement pour mesurer indirectement la pression sanguine et le pouls, en particulier chez l'homme |
| WO1988005283A1 (fr) * | 1987-01-27 | 1988-07-28 | Sri International | Procede et appareil de controle de la pression sanguine |
| EP0290646A1 (fr) * | 1987-05-12 | 1988-11-17 | Erhard Dr. Giese | Capteur de pression à fibres optiques |
| EP0348224A1 (fr) * | 1988-06-24 | 1989-12-27 | Colin Corporation | Appareil pour détecter la pression d'onde du pouls |
| EP0384048A1 (fr) * | 1989-02-20 | 1990-08-29 | Colin Electronics Co., Ltd. | Appareil de mesure de la pression artérielle |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1880666A1 (fr) * | 2006-07-21 | 2008-01-23 | ETA SA Manufacture Horlogère Suisse | Pulsomètre portable au poignet et procédé de commande associé |
| US7372778B2 (en) | 2006-07-21 | 2008-05-13 | Eta Sa Manufacture Horlogère Suisse | Pulsometer worn on wrist and associated control method |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| FR2669819B1 (fr) | 1998-05-07 |
| JP2002330931A (ja) | 2002-11-19 |
| US5158091A (en) | 1992-10-27 |
| DE4139171A1 (de) | 1992-06-04 |
| ES2081733R (fr) | 1996-04-16 |
| ES2081733B1 (es) | 1996-11-16 |
| CA2055850A1 (fr) | 1992-05-31 |
| GB9125385D0 (en) | 1992-01-29 |
| ES2081733A2 (es) | 1996-03-01 |
| CA2055850C (fr) | 2001-08-14 |
| JPH06292659A (ja) | 1994-10-21 |
| US5284150A (en) | 1994-02-08 |
| GB2250816A (en) | 1992-06-17 |
| GB2250816B (en) | 1994-09-14 |
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