JP3149957B2 - 埋め込み可能な容量式圧力および温度センサ - Google Patents
埋め込み可能な容量式圧力および温度センサInfo
- Publication number
- JP3149957B2 JP3149957B2 JP52625296A JP52625296A JP3149957B2 JP 3149957 B2 JP3149957 B2 JP 3149957B2 JP 52625296 A JP52625296 A JP 52625296A JP 52625296 A JP52625296 A JP 52625296A JP 3149957 B2 JP3149957 B2 JP 3149957B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- pressure
- pressure sensor
- plate
- pick
- reference capacitor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 195
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 68
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 58
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 36
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 22
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 20
- 239000012530 fluid Substances 0.000 claims description 16
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 13
- 238000007747 plating Methods 0.000 claims description 13
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 claims description 11
- 238000000576 coating method Methods 0.000 claims description 11
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims description 8
- 238000007599 discharging Methods 0.000 claims description 7
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 claims description 6
- 229920002379 silicone rubber Polymers 0.000 claims description 6
- 239000004945 silicone rubber Substances 0.000 claims description 6
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 claims description 4
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 claims description 4
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 claims description 4
- 230000036760 body temperature Effects 0.000 claims description 4
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 claims description 2
- 239000004814 polyurethane Substances 0.000 claims description 2
- 238000003825 pressing Methods 0.000 claims 2
- 239000012777 electrically insulating material Substances 0.000 claims 1
- 238000005304 joining Methods 0.000 claims 1
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 claims 1
- 229910052698 phosphorus Inorganic materials 0.000 description 33
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 21
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 18
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 17
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 16
- 229910052799 carbon Inorganic materials 0.000 description 15
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 12
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 11
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 11
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 11
- 239000010936 titanium Substances 0.000 description 11
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 description 11
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 11
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 10
- 230000006870 function Effects 0.000 description 9
- 230000008569 process Effects 0.000 description 9
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 8
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 7
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 7
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 6
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 6
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 6
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 6
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 6
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 6
- JOYRKODLDBILNP-UHFFFAOYSA-N Ethyl urethane Chemical compound CCOC(N)=O JOYRKODLDBILNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 239000012212 insulator Substances 0.000 description 5
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 5
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 5
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 238000013461 design Methods 0.000 description 4
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 4
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 4
- 210000005241 right ventricle Anatomy 0.000 description 4
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 4
- 239000013464 silicone adhesive Substances 0.000 description 4
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000006399 behavior Effects 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 3
- 230000002457 bidirectional effect Effects 0.000 description 3
- 239000002775 capsule Substances 0.000 description 3
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 3
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 3
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 3
- 229920001971 elastomer Polymers 0.000 description 3
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 3
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 3
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 3
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 3
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 3
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 3
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 3
- 238000004904 shortening Methods 0.000 description 3
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 3
- 238000007514 turning Methods 0.000 description 3
- GETQKLUOZMYHGE-UHFFFAOYSA-N 2-[[3-(3,6-dichlorocarbazol-9-yl)-2-hydroxypropyl]amino]-2-(hydroxymethyl)propane-1,3-diol Chemical compound ClC1=CC=C2N(CC(O)CNC(CO)(CO)CO)C3=CC=C(Cl)C=C3C2=C1 GETQKLUOZMYHGE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- XKRFYHLGVUSROY-UHFFFAOYSA-N Argon Chemical compound [Ar] XKRFYHLGVUSROY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N Atomic nitrogen Chemical compound N#N IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 102100031456 Centriolin Human genes 0.000 description 2
- 101000941711 Homo sapiens Centriolin Proteins 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000009795 derivation Methods 0.000 description 2
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 2
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 2
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 2
- 230000003071 parasitic effect Effects 0.000 description 2
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 2
- 238000007789 sealing Methods 0.000 description 2
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 2
- 238000003466 welding Methods 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 101100162182 Caenorhabditis elegans adt-1 gene Proteins 0.000 description 1
- 101100369818 Chlamydia pneumoniae tlcA gene Proteins 0.000 description 1
- 239000004593 Epoxy Substances 0.000 description 1
- 101000597193 Homo sapiens Telethonin Proteins 0.000 description 1
- 235000014676 Phragmites communis Nutrition 0.000 description 1
- BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N Silver Chemical compound [Ag] BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 102100035155 Telethonin Human genes 0.000 description 1
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 1
- 230000001464 adherent effect Effects 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- PNEYBMLMFCGWSK-UHFFFAOYSA-N aluminium oxide Inorganic materials [O-2].[O-2].[O-2].[Al+3].[Al+3] PNEYBMLMFCGWSK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000003466 anti-cipated effect Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 229910052786 argon Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 239000000872 buffer Substances 0.000 description 1
- 238000013194 cardioversion Methods 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 239000013256 coordination polymer Substances 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000002650 habitual effect Effects 0.000 description 1
- 210000005003 heart tissue Anatomy 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 238000009413 insulation Methods 0.000 description 1
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 238000003754 machining Methods 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000028161 membrane depolarization Effects 0.000 description 1
- 229910052753 mercury Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 229910021421 monocrystalline silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000003921 oil Substances 0.000 description 1
- 238000004886 process control Methods 0.000 description 1
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 1
- 210000001147 pulmonary artery Anatomy 0.000 description 1
- 230000001869 rapid Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000006903 response to temperature Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
- 238000004092 self-diagnosis Methods 0.000 description 1
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000004332 silver Substances 0.000 description 1
- 230000008961 swelling Effects 0.000 description 1
- 230000002277 temperature effect Effects 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 238000009966 trimming Methods 0.000 description 1
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 1
- 230000008320 venous blood flow Effects 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
- A61B5/0031—Implanted circuitry
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/3655—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by body or blood temperature
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
- A61N1/36564—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure controlled by blood pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
- A61B2560/02—Operational features
- A61B2560/0242—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution
- A61B2560/0247—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution for compensation or correction of the measured physiological value
- A61B2560/0257—Operational features adapted to measure environmental factors, e.g. temperature, pollution for compensation or correction of the measured physiological value using atmospheric pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
- A61B2562/0247—Pressure sensors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7217—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise originating from a therapeutic or surgical apparatus, e.g. from a pacemaker
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S977/00—Nanotechnology
- Y10S977/84—Manufacture, treatment, or detection of nanostructure
- Y10S977/90—Manufacture, treatment, or detection of nanostructure having step or means utilizing mechanical or thermal property, e.g. pressure, heat
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S977/00—Nanotechnology
- Y10S977/902—Specified use of nanostructure
- Y10S977/904—Specified use of nanostructure for medical, immunological, body treatment, or diagnosis
- Y10S977/905—Specially adapted for travel through blood circulatory system
Description
ド(endocardial lead)に取り付けられ、血圧および周
囲圧力、ならびに血液温度に応答し、変調した圧力およ
び温度に関連する信号を、埋め込んだまたは外部の血行
動態モニタ(hemodymanic monitor)および/または心
臓ペースメーカおよび/またはペースメーカ/電気的除
細動器(cardioverter)/除細動器(defibrillator)
に供給する、体内埋め込み用圧力センサに関するもので
ある。
用いるための、埋め込み可能圧力変換器及びセンサを開
発する努力が、長年にわたって続けられている。多くの
異なる構造および動作システムが提案され、患者に一時
的にまたは長期的に用いられている。数日または数週間
と言う短期間の使用のための内蔵型センサが入手可能で
あり、長期的または永久的に埋め込み可能な圧力センサ
の多くの構造が、医療的な使用に供されている。
リード、または監視に適用するためのカテーテルの遠隔
先端上またはその付近に取り付けられる圧電クリスタル
またはピエゾ抵抗式圧力変換器が、例えば、米国特許番
号4,407,296号、第4,432,372号、第4,485,813号、第4,8
58,615号、第4,967,755号、および第5,324,326号、なら
びにPCT公開番号第WO94/13200号に記載されている。か
かるリードまたはカテーテルを保持する内蔵圧力センサ
を患者に使用する際に望ましい特性および応用が、これ
らのおよびその他の特許ならびに当分野の文献に記載さ
れている。通常、圧電またはピエゾ抵抗式変換器は、血
液から密封されてなければならない。これらの特許の内
のあるもの、例えば、'296特許は、油を充填したチェン
バ内にピエゾ抵抗ブリッジ素子を密封したものを開示し
ている。
リコン・ダイアフラム領域の内部に形成された、4つの
直交配置された半導体歪みゲージから成るピエゾ抵抗ブ
リッジについて記載している。保護用シリコン被覆を、
ダイアフラム領域の周囲に沿って基台に接合して、密封
真空チェンバを形成する。周囲圧力の変化によるダイア
フアムの撓みを、歪みゲージの抵抗変化として検出して
いる。
電圧変化を検出するためには、高い電流が必要となる。
このように高い電流が必要なため、ピエゾ抵抗式ブリッ
ジは、埋め込まれた電源と共に長期間使用するのには相
応しくない。抵抗に関する電圧変化を増幅するために
は、時間の経過に連れてドリフトを起こす高利得増幅器
も必要となる。
フラムを保持し、固定プレートから離間された容量プレ
ートの製造に、CMOS IC技術を採用したものもある。典
型的には、例えば、“A Design of Capacitive Pressur
e Transducer"by Ko et al.,(IEEE Proc.Symp.Biosens
ors,1984,p32)という論文に開示されているブリッジ回
路によって、ダイアフラムに作用する圧力波(圧縮波)
による容量変化を測定する。この場合も、長期間の埋め
込みおよび安定性を可能にする製造は複雑なものとな
る。
re transducer"(by.Graeger et al.,Phillips Tech.Re
v.,43:4:86−93,Feb.1987)という論文に開示されてい
るように、薄い金属またはセラミック製ダイアフラムを
用いた、差分容量プレート、流体充填圧力変換器も、大
規模な工業用プロセス制御の用途に提案されている。こ
のような大規模な圧力変換器は、長期間の埋め込みのた
めの微小化には、適していない。
いるにも拘わらず、体内において長年にわたって、精度
高く絶対圧力波および関連するパラメータを感知するた
めの、体内埋め込み可能で、耐久性があり、長寿命で、
かつ低電力の圧力センサに対する必要性が存在する。
めの、実用的でかつ耐久性がある内蔵式圧力センサを提
供することである。
大きさと、前記部位における体温を含む周囲動作状態を
表わす信号を発生する、移植可能な容量式圧力センサ・
リードは、近接および遠隔端部を有し、前記近接端部か
ら前記遠隔端部まで延在する第1および第2導電体を有
する長形埋め込み可能リード本体であって、前記近接端
はバイアス信号源に結合されるように構成され、前記遠
隔端部はある身体位置に埋め込まれ、変動する体液圧力
を測定するように構成された、前記リード本体と、前記
リード本体の遠隔端部に形成され、前記第1および第2
導電体に結合された圧力センサ・モジュールであって、
本体空洞内に配置されるように構成された前記リード本
体に取り付けられ、密閉チェンバを包囲するモジュール
・ハウジングと、流体圧力における変動に応答して容量
を変化させ、前記モジュール・ハウジングの圧力変形可
能ダイアフラムで形成された第1プレートと、それから
離間された第2プレートとを有する圧力変形可能なピッ
クオフ・コンデンサ手段と、前記モジュール・ハウジン
グの変形不可能な部分で形成された第1プレートと、そ
れから離間された2プレートとを有する基準コンデンサ
手段と、前記モジュール・ハウジング内で支持される基
板と、前記密閉チェンバ内において前記基板上に支持さ
れ、前記第1および第2導電体に電気的に結合されてい
る圧力および温度信号変調回路手段であって、前記第1
および第2導体上に外部から印加されたバイアス信号を
受け、それより、周囲温度によって大きさが変化する充
電および放電電流を発生する手段と、前記充電および放
電電流によって、前記ピックオフおよび基準コンデンサ
手段を交互に充電および放電する手段と、前記導電体の
一方上に、ピックオフおよび基準タイミング・パルスを
発生する手段であって、前記ピックオフおよび基準コン
デンサ手段の交互の充電時間間隔を分離する前記タイミ
ング・パルスを発生する手段とを含む前記回路手段とを
含む前記圧力センサ・モジュールとから成る。
・コンデンサ手段の前記第1プレートが、圧力によって
変形可能であり、外部平面と前記密閉チャンバ内の平行
な内面とを有する、導電性材料の前記モジュール・ハウ
ジングによって形成される第1の所定表面領域を有す
る、平面ダイアフラムで形成され、前記平面ダイアフラ
ムは前記モジュール・ハウジングの外側の流体圧力の変
動によって、前記第1の所定表面領域において変形する
ように構成されており、前記基準コンデンサ手段の前記
第1プレートは、前記第1の所定表面領域から離間さ
れ、これと共通面にあり、前記モジュール・ハウジング
の外側の流体圧力の変動によってほぼ変形不可能な、前
記内面の第2の所定平面領域によって形成されるような
構造とする。めっきされたスタンドオフを用いて、前記
基準およびピックオフ・コンデンサ手段の第1および第
2プレートを分離する。
ら電気的に絶縁されている。ダイアフラムの外表面に対
する絶縁は、薄く強力な接着力の材料によって行われ、
分離、および液体の充満やダイアフラムの圧力変化に対
する応答特性の変化を生じ得る空隙の形成を防止する。
共通のプレートの延長部と、同一基板上の他のプレート
とを用い、これらのプレートを同一の分離用スタンドオ
フめっきによって分離することにより、製造の簡略化を
図った。温度依存充電電流を用いることにより、温度信
号の判定が可能となり、更にこれを用いて、共通モード
の温度変動を考慮に入れた絶対圧力信号を導出すること
が可能となる。
徴は、以下の好適実施例の詳細な説明を、図面と関連付
けながら検討することによって、より簡単に理解するこ
とができよう。尚、図面では、同様の参照番号は、種々
の図にわたって同一構造を示すものとする。
な血圧監視およびリード・システムのブロック・レベル
図である。
リードの遠隔端の断面構造図である。
リードの近接端の断面構造図である。
れた、圧力感知モデュールの上面副構造図である。
ュールの内部構造物の側断面図である。
びハウジングへの、圧力および温度信号変調回路の取り
付けを示す、一部切り欠き斜視図である。
である。
材とダイアフラムの側断面図である。
ワークならびに圧力および温度信号変調回路の概略図で
ある。
る。
れるパルス信号のタイミング図である。
る。
Hgの範囲の絶対圧力、および0ないし100Hzの周波数範
囲で、心臓の右心室(right ventricle)からの血圧を
長期的に変換するように設計されている。リード12は、
主に、埋め込み可能な電池給電式モニタ100と共に用い
られる。モニタ100は、現行の従来からのマルチプログ
ラム可能なペースメーカ技術のように、プログラムされ
た間隔で血圧データのサンプリングおよび記憶を行い、
プログラム中のコマンド受信時に、蓄積したデータを外
部のプログラマ/トランシーバに遠隔出力(telemeteri
ng out)する、マイクロプロセッサを基本とした復調、
データ記憶および遠隔測定システムを用いている。リー
ド12は、従来のペーシング・リードと同様に、右心室に
経静脈的に(transveously)に埋め込むように意図した
ものであるが、圧力センサ・モジュールを含む遠隔端
が、右心室から肺動脈(pulmonary artery)に進出し、
その場所における血圧を監視できるようになっている点
で異なる。モニタは、ペースメーカを埋め込むのと同様
に、皮下に(subcutaneously)埋め込むことを意図した
ものである。
る、患者の心臓10の簡略ブロック図である。リード12
は、近接接続端18から、遠隔鋭端構造体(distal tine
assembly)26付近に配置されている圧力センサ・モデュ
ールまで延在する、第1および第2リード導体14および
16を有する。圧力センサ・モデュール20は、可変ピック
オフ・コンデンサ(pickoff capacitor)および固定基
準コンデンサ、ならびに信号変調回路を含む。信号変調
回路については、第4図ないし第12図を参照しながら以
下で説明するが、血圧および温度双方の時間変調間隔を
発生するものである。近接接続構造体が、従来の二極イ
ンライン・ペーシング・リード接続器(bipolar in−li
ne pacing lead connector)として形成され、モニタ接
続器(図示せず)に結合されている。モニタ接続器は、
従来の二極インライン・ペースメーカ・パルス発生器接
続ブロック構造体として形成されている。尖叉構造体26
は、軟質で柔軟な尖叉から成り、ペーシングの技術では
公知なように、心臓組織内に食い込み、リードを安定さ
せるように構成されている。リード12の詳しい構造は、
第2図および第3図に関連付けながら以下で説明する。
出力回路112、任意の活動センサ106、遠隔測定用アンテ
ナ134、リード導体14,16、クリスタル110、およびマイ
クロコンピュータ回路114に分けられる。入出力回路112
は、デジタル制御/タイマ回路132およびクリスタル発
振器138を含む関連構成物、パワーオンリセット(POR:p
ower−on−reset)回路148,Vref/BIAS回路140、ADC/MUX
回路142、RF送受信回路136、任意の活動度回路152、な
らびに圧力信号復調器150を含む。
(水晶)110は、デジタル制御/タイマ回路132に、基本
タイミング・クロックを供給する。Vref/BIAS回路140
は、電池108から安定した電圧基準Vrefおよび電流レベ
ルを、デジタル制御/タイマ回路132内の回路、ならび
にマイクロコンピュータ回路114および復調器150を含む
その他の先に示した回路に供給する。パワーオンリセッ
ト回路148は、回路の電池108への初期接続に応答して、
初期動作状態を規定すると共に、低電池電圧状態の検出
に応答して、動作状態のリセットも行う。アナログ−デ
ジタル変換器(ADC)およびマルチプレクサ回路132は、
マイクロコンピュータ回路114によって記憶するため
に、変調器150からのデジタル制御/タイマ回路132によ
って受信されたアナログ信号VprsおよびVtempをデジタ
ル化する。
データ信号は、ADC/MUX回路142によって多重化される。
電圧基準およびバイアス回路140、ADC/MUX回路142、POR
回路148、クリスタル発振回路138および任意の活動度回
路152は、現在販売されている埋め込み可能心臓ペース
メーカに現在用いられているもののいずれにも対応する
ことができる。
を通じてマイクロコンピュータ回路114と接続された、
1組のタイマおよび関連する論理回路を含む。マイクロ
コンピュータ回路114は、マイクロプロセッサ120を含む
基板上チップ、関連するシステム・クロック122、なら
びに基板上RAMおよびROMチップ124および126をそれぞれ
含む。加えて、マイクロコンピュータ回路114は、メモ
リ容量を追加するための別個のRAM/ROMチップ128を含
む、基板外回路118も含む。マイクロプロセッサ120は、
割り込み駆動式で、通常は低電力消費モードで動作し、
規定の割り込み事象に応答して起動する。この割り込み
事象には、監視データを記憶するための、データ・サン
プリング間隔の周期的なタイムアウト、バス130上のト
リガおよびデータ信号の転送、ならびにプログラミング
信号の受信が含まれ得る。リアル・タイム・クロックお
よびカレンダ機能も含ませて、記憶されたデータに日時
を相関付けることも可能である。
場合に、外部プログラマまたはリード・スイッチの閉成
によって、監視中のデータの記憶を開始する機能を、患
者のために備えることも可能である。監視中のデータ
を、後の遠隔測定出力および外科医による検査の際に、
事象マーカ(event marker)に関連付けることも可能で
ある。
イマ132の動作機能を制御し、どのタイミング間隔が用
いられているかを特定し、バス130を介して、種々のタ
イミング間隔の期間を制御する。具体的な電流動作モー
ドおよび間隔値はプログラム可能である。プログラム中
のパラメータ値および動作モードは、アンテナ134を通
じて受信し、RF送受信回路136において復調し、RAM124
に記憶する。
は、遠隔測定アンテナ134および関連するRF送受信機136
によって達成される。これらは双方とも、受信したダウ
ンリンク・テレメトリ(downlink telemetry)を復調
し、アップリンク・テレメトリ(uplink telemetry)を
送信する。例えば、ダウンリンク・テレメトリを復調し
復号する回路は、Tompson et al.に発行された米国特許
番号第4,556,063号、およびMacDonald et al.に発行さ
れた米国特許第4,257,423号に開示されたものに対応
し、一方、アップリンク・テレメトリ機能は、Wyborny
et al.に発行された米国特許第5,127,404号にしたがっ
て設けることができる。アップリンク・テレメトリ機能
は、典型的に、記憶されているデジタル情報およびリア
ル・タイムの血圧信号の送信能力を含む。
制御信号は、デジタル制御/タイマ回路132によって復
調器150に供給され、圧力センサ・モジュール20を起動
しかつ給電し、圧力および温度信号VprsおよびVtempを
選択的に読み出す。能動リード導体16が、接続ブロック
端子を介して、復調器150の入出力端子に取り付けられ
ており、復調器150は電圧VREGを出力端子に発生する。
受動リード導体14が、復調器150のVDD供給端子を介して
結合されている。入力端子において受信される電流パル
ス間の間隔から発生される電圧信号VprsおよびVtemp
が、復調器150によってデジタル制御/タイマ回路132に
供給される。電圧信号VprsおよびVtempは、ADC/MUX回路
142において二進データに変換され、RAM/ROM部128に記
憶される。これは、当技術で公知の通りである。
グ周波数(nominal sampling frequency)で、血圧およ
び温度に関連するデジタル化データを周期的に記憶す
る。サンプリング周波数は患者の活動レベルと関連付け
てもよい。双方とも、任意に日時および患者が開始した
イベント・マーカに相関付けられる。また、モニタ100
は、任意に、電位図(EGM:electrogram)を得るために
露出した遠隔電極を有し、心臓の右側に埋め込むための
リードと接続するために、別のリード接続器を含んでも
よい。この別のリードは、当該リードの遠隔セグメント
内に酸素センサ・モジュールを含んでもよい。このよう
なリードは、共に譲渡された、Moore and Brumwellの米
国特許第4,750,495号に示されている。この特許は、こ
の言及により、本願にも含まれているものとする。モニ
タ100の変更には、EGMセンサ増幅器(中立電極としてモ
ニタ・ケースを使用する)と、酸素センサ復調器とが含
まれ、これも、上述の本願にも含まれる'495特許に記載
されている。
臓サイクルにおける心臓脱分極(cardiac depolarizati
on)のオンセット(onset)を識別したり、監視および
記憶動作を開始したり、あるいは単に連続監視によって
得られるデータの記憶を開始することも可能である。こ
のデータは、他の場合には記憶されることはない。本発
明の好適実施例によれば、監視されるパラメータは、患
者の活動度、血圧および温度、血中酸素またはその他の
気体の飽和レベルおよびEGMを含み、全て連続的に監視
される。
Hzのサンプリング周波数でデジタル化し、記憶すること
が好ましい。以下で示すが、この周波数は、センサ・モ
ジュール20の動作周波数の約1/10である。血液温度信号
は、EGM心臓脱分極が検出されるサイクル毎に1回デジ
タル化し、記憶することが好ましい。デジタル・データ
値は、外部で永久に記憶するために、FIFOに基づいて、
周期的な遠隔測定の間に記憶されたデータから記憶され
る。次いで、データを外部で分析し、対象とする心臓サ
イクルの部分を識別したり、蓄積されたデータの他の診
断分析を行うことができる。好ましくは、外部プログラ
マは、同一または異なるサンプリング周波数で、リアル
・タイムにデジタル化データ値を遠隔測定するように、
モニタ100をプログラムすることもできる。
あり、圧力センサ・モジュール20に対して周囲圧力負荷
の影響を及ぼす大気圧の変化を含まない。外科医は、通
常、大気圧に関して血圧を測定する。したがって、別個
の測定および記録機器を用いて、別個に大気圧を記録す
ることが必要な場合もある。現在では、患者に装着して
大気圧を測定する別個の携帯用圧力記録装置(図示せ
ず)を、本発明のシステムと共に使用することが考えら
れている。大気圧および日時タグは、周期的な間隔、例
えば、1分間隔で、外部装置に記録することが好まし
い。大気圧データは、RAM/ROM部128内に記憶される絶対
圧力データおよび任意のその他のデータを遠隔測定し、
日時と相関付けられ、外科医が用いて患者の状態の診断
を得るときに、外部装置から読み出すことを意図したも
のである。
製外側ハウジングが構成され、可変即ちピックオフ・コ
ンデンサCPの一方のプレートとして、一体型圧力変形平
面感知膜、即ち、ダイアフラムがその中に形成されてい
る。ピックオフ・コンデンサCPの他方のプレートは、外
側ハウジング内部に密閉されている混成回路基板の一方
側に固定されている。ピックオフ・コンデンサCPの容量
は、患者の心臓10または血管系のどこかの脈拍に関連す
る圧力波よる変形をダイアフラムが受けると変化する。
基準コンデンサCRも、混成回路基板と同一側および外側
ハウジング上に形成された平面コンデンサ・プレート間
に固定間隔で形成されており、基準容量値を与える。モ
ジュール20内の圧力(および温度)センサ回路は、変調
器150によって供給される電圧VDDおよびVREGを用い、温
度と共に変化する充電および放電電流によって、コンデ
ンサ対を交互に充電および放電すると共に、以下に述べ
るようにして瞬間的絶対圧力および温度変調放電時間間
隔を変調器150に与える。
び近接端部分の断面図である。圧力センサ・モデュール
20は遠隔先端にある尖叉構造体26に隣接して配置され、
同軸の外側および内側コイル状ワイヤ・イード導体14お
よび16に、機械的および電気的に接続されている。受動
および能動コイル状ワイヤ・リード導体14および16は、
内部絶縁スリーブ22によって分離されており、インライ
ン接続構造体30と圧力センサ・モジュール20との間に延
在する外側絶縁スリーブ46によって包囲されている。探
査針受容ルーメン(stylet receiving lumen)が、内側
コイル状ワイヤ・リード導体16内に形成され、センサ・
モジュール20との接続部まで延在している。
ン38を有する内部接続ピン36を含み、内部コイル状ワイ
ヤ導体16の近接端に取り付けられ、ピン・ルーメン38
を、内側コイル状ワイヤ導体16の探査針受容ルーメンと
整合する。絶縁スリーブ40が内側接続ピン36上に遠ざか
るように延在し、それを接続リング42から分離する。接
続リング42は、外側コイル状ワイヤ導体14の近接端に、
電気的および機械的に接続されている。外部絶縁接続ス
リーブ24が、接続リング42から遠ざかるように、そして
外側スリーブ46の近接端上を延在している。
端は、圧力センサ・モジュール20の近接端に取り付けら
れて、VDDおよび入出力接続を後述の基板上圧力センサ
混成回路に与える。更に別のコイル状ワイヤ・セグメン
ト32が、尖叉構造体26と圧力センサ・モジュール20の遠
隔端との間に延在し、更に別の絶縁スリーブ34によって
被覆されている。尖叉構造体26は、内部金属コア28を包
囲し、これを電気的に絶縁する。内部金属コア28は、コ
イル状ワイヤ・セグメント32の遠隔端に機械的に取り付
けられている。
示された、第1図の圧力感知リード12の構成物ならびに
構造および取り付け具に用いられる材料は、インライン
接続器を有する二極同軸ペーシングの技術では従来から
あるものである。このようなリード技術は、Medtronic
(登録商標)の二極ペーシング・リード、Model 4004M
の製造において組み込まれている。具体的な材料、設計
および構造の詳細は、本発明の実際を理解するためには
さほど重要ではない。ここに示す特定実施例では、圧力
感知リード12はペーシング・リードとしても用いられな
いが、圧力感知モジュール20は、特に、速度応答ペース
メーカおよびペースメーカ−電気的除細動器−心室除細
動器の制御に用いるために、ペーシング・リードに組み
込むことができる。
ず、第4図および第5図の拡大上面図および側断面図、
ならびに第6図の一部断面図および第7図の分解図を含
む構造図を参照する。圧力感知モジュール20には、第1
および第2のチタン製外側ハウジング半部材50および52
が形成されており、これらが組み立てられたチタン製ハ
ウジング55として共に接合されると、感知および基準コ
ンデンサならびに圧力信号変調回路を指示するセラミッ
ク製混成回路基板60を包囲する。圧力信号変調回路(第
10図および第11図を参照しながら以下で詳述する)は、
基板60の一表面上に実装され、電子端子パッドおよび基
板の他の表面へのフィードスルーに取り付けられた、抵
抗62およびICチップ64を含む。基板60は、以下で説明す
るように、近接シリコーン・ゴム・クッション70および
72、ならびに平行な側壁47および48(第7図および第8
図に示す)によって、ハウジング部材52に対して固定関
係で支持されている。近接シリコーン・ゴム・クッショ
ン70は、フィードスルー76を受容するチタン製アダプタ
・リング74に対する支持も行う。フィードスルー76は、
フィードスルー・フェルール79とフィードスルー・ワイ
ヤ80との間に、セラミック製の絶縁体77を含み、基板60
のパッドに電気的に接続されているフィードスルー・ワ
イヤ80を電気的に絶縁する。近接シリコーン・ゴム・ク
ッション72は、基板60の更に別のパッドに電気的に接続
されている。前方素子(nose element)78を支持する。
6図に示すようなアルミニウム・ワイヤ・ボンドによっ
て行われる。混成トレースと、フィードスルー・ピン80
および前方素子延長ピン75との間の接続も、金ワイヤ・
ボンドによって行われる。従来のワイヤ・ボンディング
を各トレースに用い、一方、ピン75および80への接続
は、導電性銀エポキシを用いて行う。具体的な電気接続
について、第11図のセンサ・モジュールの電子回路の電
気概略図に関連付けながら、以下で説明する。
共に組み立てた後、チタン製ハウジング半部材50および
52、ならびに前方素子およびアダプタ・リング74を、密
封組み立てされたチタン製ハウジング55として、共にレ
ーザ溶接する。次に、以下に述べるように、モジュール
20をリード12の構成物に取り付けて、外側および内側の
受動および能動コイル状ワイヤ・リード導体14および16
との電気的および機械的接続を与える。
おいて、フィードスルーに類似し、内側導電性遷移ピン
58を遠隔および近接外側導電性遷移スリーブ57および59
から分離する絶縁体56を含む、中間遷移構造体を介し
て、外側および内側コイル状ワイヤ導体14および16に、
電気的および機械的に取り付けられる。スリーブ57およ
び59は、電気的および機械的接続のために、共にレーザ
溶接される。
ピン58の遠隔端はフィードスルー・ピン80に立ち込まれ
る(stake)。内側遷移ピン58の遠隔端は中空であり、
絶縁体56外に延在し、フィードスルー・ピン80の近接端
を受容する。立ち込みは、成形絶縁体56内のアクセス・
ポートを通じて行われ、次いで、アクセス・ポートには
シリコーン接着剤が充填される。このようにして、内側
遷移ピン58はフィードスルー・ピン80に電気的に結合さ
れ、外側遷移スリーブ57および59は、組み立てられたチ
タン製ハウジング55に電気的に接続される。
16の遠隔ルーメン内に滑り込ませるようにする。内側コ
イル状ワイヤ導体16の遠隔端は、コイル状ワイヤ導体16
の遠隔セグメント上に滑り込ませた圧着スリーブ(crip
sleeve)66に加えられる力によって、内側遷移ピン58
の近接端に圧着される。内側絶縁スリーブ22の遠隔端
は、圧着スリーブ66にわたって延在し、絶縁体56に接着
され、内側の導体通路全体を絶縁する。外側コイル状ワ
イヤ導体14は、外側遷移スリーブ59と、外側コイル状ワ
イヤ導体14の遠隔ルーメンと内側絶縁スリーブ22との間
に滑り込ませた内側圧着コア・スリーブ68との間にそれ
を圧着することによって、電気的および機械的に取り付
けられる。この組み立ての間にも、シリコーン接着剤を
用いてもよい。電気的および機械的接続を行ったのち、
能動コイル状ワイヤ導体16を、基板60のパッドまたはト
レースに電気的に接続し、受動コイル状ワイヤ導体14
を、ハウジング半部材50および52を介して、以下に述べ
るような、更に別の基板パッドまたはトレースに、電気
的に取り付ける。
ーブ34および上述のコイル状ワイヤ導体32を含む遠隔リ
ード構造体に接続されている。圧力感知モジュール20の
遠隔端において、圧着ピン81が前記更に別のコイル状ワ
イヤ導体のルーメンに挿入されている。圧着ピン81およ
び更に別のコイル像ワイヤ導体32は、管状前方素子78内
に挿入され、一方、環状前方素子78はコイル状ワイヤ導
体32および圧着ピン81に圧着される。更に別の外側スリ
ーブ34は、圧着領域および更に別のコイル状ワイヤ導体
32の長さにわたって延在する。更に別のコイル状ワイヤ
導体32の遠隔端は、更に別の圧着ピン27を用いて、同様
の圧着によって、内側先端コア部材28に取り付けられ
る。
薄いチタン製ダイアフラム54を、チタン製外側ハウジン
グ半部材50に加工する。ダイアフラム54の平坦な内面お
よびその表面の周辺連続領域が、1対の平面コンデンサ
のプレートを形成する。これらの他方のプレートは、第
9図に示すように、セラミック製混成基板60の隣接面61
上に配置されている。外部圧力の変化の結果、ダイアフ
ラム54に変位が生じ、その結果、ダイアフラム54と被着
した基板プレートの一方との間の容量変化となる。この
圧力変化によるピックオフ・コンデンサCPの容量変化
は、対象とする圧力範囲全域にわたってほぼ線形であ
り、センサ・モジュール20外側の圧力の測定値として用
いられる。外部圧力変化は、第2の基準コンデンサCRに
は、殆ど影響を及ぼさない。
に、体液や腫脹をあまり吸収せず、ダイアフラム54の撓
みを起こさせ、ピックオフ・コンデンサCPの容量を変化
させる材料を使用しなければならない。この材料は、均
一に薄く、製造中反復可能であって、ピックオフ・コン
デンサCPの感度への影響を避けるようにしなければなら
ない。また、この材料は、ダイアフラム54との接着性が
非常に高く、時が経っても泡、間隙またはその他の分離
が生じないようにしなければならない。このような分離
は、感知される容量変化にヒステリシスや遅れを生じる
可能性がある。
ーブ34は、ペーシング・リードの製造に用いられる従来
のウレタン・チューブで形成されている。外側スリーブ
46および更に別のスリーブ34への接着のために、センサ
・モジュール20の全長にわたって延在する、薄いウレタ
ン・センサ・ジャケット即ち被覆82を用い、例えば、ウ
レタンを基本とした接着剤によって、その端部を外側絶
縁スリーブ46および更に別の外側絶縁スリーブ34に接着
する。ウレタン被覆82はセンサ・モジュール20の大部分
を覆うために用いられるが、下塗り剤を用いたとして
も、この材料は常にその金属表面に良好に接着する訳で
はない。ダイアフラム54に対する接着力の損失は、流体
の蓄積に至り、血圧変化に対する応答時間に影響を与え
る可能性がある。したがって、ダイアフラム54に対し
て、接着性が高く、身体適合性の絶縁性被膜と交換する
必要がある。
82の切除部分を作り、ダイアフラム即ちダイアフラム54
を露出させる。シリコーン・ゴムの薄い均一な厚さの被
膜45を、露出したダイアフラム54全体に塗布し、時間が
経過しても流体の膨張や分離を全く生じないように、接
着する。シリコーン接着剤は、ウレタン被覆82の切除部
分の縁にはよく接着しないが、縁と半部材50との間に注
入して、縁に残るギャップ全てに充填することができ
る。
電気的に接続されている、チタン製の外側ハウジング半
部材50および52を電気的に絶縁する。半部材50および52
を共に、そしてアダプタ・リング74および前方素子78に
溶接することによって、結合ハウジングが形成される。
組み立ての際、センサ・カプセル即ちモジュール20は、
ポリウレタンの絶縁被覆82を含んだ直径が約0.140イン
チであり、長さが約0.49インチであることが好ましい。
ning)方法を用いて、円筒状のハウジング半部材50およ
び52を二部分に加工する。第1のハウジング半部材50で
は、薄いダイアフラム54は、第8図のTにおいて厚さが
約0.0013インチであり、チタン・シート素材の内外面の
精密EDMによって作成する。半部材50の内面51は、連続
平面として、ダイアフラム54の周囲53を越えて延在し、
その領域において基準コンデンサCRの一方のプレートと
して機能する。
は、90%アルミナ基板から成り、その背面側61上には、
めっきされた基板フィードスルー96に結合された内側矩
形コンデンサ・プレート84と、めっきされた基板フィー
ドスルー96に結合された外側環状コンデンサ・プレート
86と、3つのめっきされたスタンドオフ(standoff)8
8,90,92とが被着されている。内側コンデンサ・プレー
ト84は、全体的にダイアフラム54の形状に合うように、
そして周囲53内に納まるように寸法が決められている。
周囲または環状コンデンサ・プレート86は、周囲53の外
側または丁度内側、またはこれを跨ぐような寸法とされ
ている。半部材50の内面51は、ダイアフラム54に対して
コンデンサ・プレート84および86を配置するための基準
面となる。
ドオフ88〜92とプレート84および86の厚さの差だけ、ハ
ウジング半部材50の内面から離間され、ピックオフ・コ
ンデンサCPおよび基準コンデンサCRを形成する。中央コ
ンデンサ・プレート84を用いた圧力感知ピックオフ・コ
ンデンサCPは、圧力によって誘発されるダイアフラム54
およびそれに塗布されたシリコーン接着層の変位によっ
て、その容量が変化する。ダイアフラム54の撓みが動作
圧力範囲内では無視し得る領域に配置された、周囲の基
準コンデンサ・プレート86を用いた基準コンデンサC
Rは、センサ電圧、熱膨張効果、および密閉されたコン
デンサの誘導体係数の変化の共通モード変化によって、
その容量が変化する。
前側に電気的に接続されており、この上には、ICチップ
64に含まれるセンサの電子回路および抵抗62が実装され
ている。共通コンデンサ・プレート面51はVDDに結合さ
れている。センサ電子回路は、センサ・モジュール20内
の温度変化に応じて変動する定電流源を通じて、ピック
オフおよび基準コンデンサCPおよびCRを交互に充電およ
び放電する。充電電流における温度に関する変化は、ピ
ックオフおよび基準コンデンサCPおよびCR双方の充電時
間に同様に影響を与える。しかしながら、温度によって
誘発されるセンサ・モジュール20内の内圧の変化(およ
び外圧変化)は、ピックオフ・コンデンサCPのプレート
間隔のみに影響を与え、これは容量の増加または減少、
およびその結果としてのピックオフ・コンデンサCPを設
定電圧レベルに充電する時間の延長または短縮の原因と
なる。
間隔の増加または減少を生じ、このために、それぞれ容
量の減少または増加、およびその結果として、ピックオ
フ・コンデンサCPを設定電圧レベルに充電する時間の、
それぞれ、短縮または延長の原因となる。この場合、血
圧温度は無変化、充電電流は一定と仮定する。共通プレ
ート面51と周囲コンデンサ・プレート86との間に、圧力
変化による大きなギャップの変化が、基準コンデンサCR
には発生しないので、圧力によって誘発される基準容量
の変化は殆どない。ピックオフ・コンデンサCPの充電時
間の、基準およびピックオフ・コンデンサCPおよびCRの
合計充電時間に対する比が、圧力によって誘発される変
化の安定した指示を与え、共通モードの容量変化を相殺
するため、その結果絶対圧力信号が得られる。主に温度
に関連する、共通モード容量変化は、基準コンデンサCR
の容量から得ることができる。後に遠隔測定出力のため
に、信号VprsおよびVtempも、EGM、活動信号および血液
ガス信号(blood gas signal)、ならびにメモリに記憶
されている全てに対して、時間的に相関付けることがで
きる。
容差(close tolerance)構成物に対する必要性をなく
しつつ、ピックオフおよび基準コンデンサのギャップを
得るように、特別に設計されたものである。スタンドオ
フのめっきの上面と、コンデンサのめっきの上面との間
に1つの厳しい許容差を指定することによって、基準お
よびピックオフ・コンデンサ・プレートと、センサ・ダ
イアフラム54の平面51との間の間隔は、非常に正確に制
御することができる。ダイアフラム54の内面51はダイア
フラム54の周囲53を越えて、スタンドオフ88〜92が接触
する領域まで延在しているので、スタンドオフ・パッド
の高さと、コンデンサ・プレート84および86の高さとの
間の差が、コンデンサ・プレート84,96と内面51との間
のギャップを規定することになる。
を組み立てるときに、可圧縮成型シリコーン・ゴム・ク
ッション70,72によって、内面51に対して接触するよう
に押圧される。この構造体は、表面51とスタンドオフ88
〜92との間に圧力を加える、締り嵌めを形成する。基板
60の横方向の制約は、一方の軸においては、混成回路基
板60の横側壁47および49間のハウジング半部材50への嵌
入によって、そして他方の軸に沿っては、シリコーン・
ゴム・クッション70,72によって与えられる。1つの変
形において、基板60の側縁を側壁47および49に、および
/または端縁を半部材50の内面51に単に接着するために
は、ゴム・クッション70,72を除去してもよい。また
は、接着剤は、ゴム・クッション70,72と共に用いるこ
とも可能である。更に、各構造体の変形では、スタンド
オフ88〜92は、内面51に接合することも可能である。そ
の結果、センサ・モジュール20の空洞内に、正確で永久
的な基板60の位置が得られ、時間の経過によってセンサ
信号のドリフトの原因となり得る、重要部品の残留応力
を生じることがない。
びCRを離間する手法には、2つの主要な利点がある。第
1に、1組の構造のみ、即ち、めっきの高さまたは厚さ
のみに精密許容差が必要になるだけであり、これらの構
造は、非常に精度の高いプロセスによって生産される。
例えば、スタンドオフ88,90,92には、正確に0.0011イン
チの厚さにめっきすることができ、コンデンサ・プレー
トには、0.005インチの厚さにめっきすることができ
る。これによって、許容差0.0001インチで、0.0006イン
チのギャップを、コンデンサ・プレート84,86とダイア
フラムの内面51との間に達成することができる。第2の
利点は、熱膨張効果による信号変調が殆どないことであ
る。プレート84,86とセンサ・ダイアフラムの内面51と
の間のギャップを決定する構造の寸法変化は、D1=aDT1
という関係によって表わされ、ここで、D1はギャップの
変化、aはギャップを形成する材料の熱膨張係数、DTは
温度変動、そして1は構造の長さである。
チに過ぎないので、スタンドオフの材料の熱膨張係数が
約13x10-6/℃と仮定すると、予測される生体内の温度変
動に対するギャップの変化は、7.8ナノ・インチのギャ
ップ変化となる。この熱変化は、1mmHgの圧力変化に対
するギャップ変化の約60倍少なく、現在の技術による低
電流方法を用いて検出されるものよりも遥かに少ない。
いて、圧力センサ・モジュール20を密閉するとき、周囲
温度および圧力における、またはその近傍の気体(殆ど
の場合、アルゴンまたは窒素)のある量がセンサ・モジ
ュール20の空洞内部に取り込まれる。空洞内部の気体圧
力と外側の圧力との差が、ピックオフ・コンデンサCPの
ギャップに影響を与える。センサを密閉するときに、圧
力差を0とし、その結果、その中立位置からの圧力ダイ
アフラム54の撓みをなくする。しかし、センサ内部の気
体は、古典的な気体法則PV=nRTに従うはずである。セ
ンサ内側の容積が一定であり、質量および気体定数(そ
れぞれ、nおよびR)が一定である(密閉後には、セン
サの空洞に出入りする気体はないので)と仮定すると、
温度変化の効果は、P2=P1(T2/T1)として、気体法則
の式によって記述することができる。
37℃(±2℃)から変動し得る。変動は、熱によって±
3℃の間、および運動によって−1℃ないし+2℃の間
となる可能性がある。センサを300Kおよび760mmHgで密
閉したと仮定すると、気体法則の式は、温度変化1℃毎
に、内圧に2mmHgの対応する変化が生じることを示唆し
ている。これ自体、温度の上昇によって、センサが報告
する圧力値が減少することを示している。何故なら、外
圧を比較する対象である空洞内の圧力が上昇したからで
ある。これは重大な誤差となるので、補償する必要があ
る。本発明の更に別の態様によれば、基準コンデンサCR
の充電時間が、ほぼ1%/℃のバンド・ギャップ調整電
流の変動による温度の関数として変動するので、これを
監視する。基準コンデンサCRの充電時間Ttempの変化を
モニタ100に記憶し、変化する温度効果を補正するため
に使用する。
フ容量の変化を生じる構造は、EDMプロセスによって作
成された、ハウジング半部材50内の薄いダイアフラム54
である。ダイアフラム54の中心で測定される撓みyは、
以下の式によって支配される。
(または圧力差)、rは矩形ダイアフラム54の幅、Eは
ダイアフラム材料のヤング率、tはダイアフラムの厚
さ、k1はダイアフラム54の長さ対幅比によって決定され
る定数である。本発明では、センサ54の寸法に2:1の比
率を使用し、k1=.0277を得た。この比を1.5:1に低下さ
せると、幅は一定のままであり、k1は.024に減少し、ダ
イアフラムの変位に13%の対応する減少が生じる。これ
は感度に対してはほどの衝撃ではなく、ダイアフラム54
の長さは、感度に大きな衝撃を与えることなく、潜在的
に短縮が可能であることを示している。
よび0.005インチのギャップを用いた具体的な構造にお
いて、ピックオフおよび基準コンデンサCPおよびCR双方
に、センサICチップ64の容量寄与も含めて、約3pFのベ
ースライン容量を実現した。ベースライン容量は、予想
される寄生容量、特に時間の経過と共にまたは環境に応
答して変動する傾向のあるものと比較して、大きいこと
が望ましいが、過度に大きな充電電流を必要とする程に
大きくすることはない。また、この容量は、信号対ノイ
ズ比を低下させる傾向がある、過度に低い充電電流に頼
ることなく、約4ないし6kHzのピックオフ回路の発振周
波数を維持できる程に大きいことが望ましい。圧力変化
に応答する容量変化の暫定的な予測は、0.5ないし1.5fF
/mmHgである。
フ・コンデンサの好適実施例は、基板面61上に、ピック
オフ・コンデンサ・プレート84を包囲する環状の基準コ
ンデンサ・プレート86を配置する。基準コンデンサ・プ
レート86は、異なる形状を有し、基板面61上の他の位置
に配置してもよりことは理解されよう。例えば、基準コ
ンデンサ・プレート86およびピックオフ・コンデンサ・
プレート84の双方を正方形または矩形とし、基板面61上
に並べて配置することも可能である。構造または位置に
は関係なく、先に述べたのと同様に、基準コンデンサ・
プレートは、ダイアフラム54の周囲53の外側に位置し、
ダイアフラム54の内面から離間される。更に、どのよう
な構造においても、ダイアフラム54およびピックオフ・
コンデンサ・プレート84は、異なる形状、例えば、図示
したものよりも正方形に近い形状を有してもよい。
ンサ回路200(ICチップ64内の回路、基板60上に実装さ
れている関連する抵抗62、ならびにピックオフおよび基
準コンデンサCPおよびCRを含む)を、第10図および第11
図に示す。センサ回路200は、圧力および温度で変調し
た、ピックオフおよび基準コンデンサCPおよびCRの値
を、それぞれ、センサ電流パルス信号PRおよびPPの間
の、充電時間変調間隔TprsおよびTtempに変換し、能動
リード導体16に送信する。
12の等価回路インピーダンスも示している。リード導体
14および16は、約300kW程度の漏れ抵抗202を有し、それ
らの間には約110pfの容量204がある。リード導体14は、
直列抵抗206および208を有し、合計すると約25Wとな
る。また、リード導体16は、直列抵抗210および212を有
し、合計すると約40Wとなる。漏れ抵抗および容量は、
習慣的な埋め込みでは、時間の経過と共にずれる可能性
がある。復調器150は、リード負荷インピーダンスを含
み、以下に述べるように、埋め込み時に較正する。
64のVDD端子に、ならびにピックオフおよび基準コンデ
ンサCPおよびCRに印加する。能動リード導体16は、ICチ
ップ64の端子VERGを、復調器150の端子CPOUTおよびCPIN
に、第13図に示す等価抵抗ネットワークを介して接続す
る。
り詳細に示す。これは、本質的に、目標周波数の5kHz付
近で動作する双安定マルチバイブレータとして動作し、
この場合0ボルトであるVDDから、基準電圧VRを通っ
て、目標電圧VTに、VCRおよびVCPと標記した第12図の2
つの波形に示すような1/31の電流源によって、基準コン
デンサCRのプレート84およびピックオフ・コンデンサCP
のプレート84を交互に充電する。基準コンデンサCRおよ
びピックオフコンデンサCPは、これも第12図に示す先の
2つの波形に示すように、更に別のVDDに結合された2/3
1電流源によって、基準電圧VRを通って逆にVDD即ち0ボ
ルトに、交互に放電される。尚、第12図の波形は一定の
拡縮比にはなっておらず、センサ回路200および復調回
路150において発生される信号の図示を容易にするため
に誇張されていることを注記しておく。
も公称上は2.2pFであるが、浮遊容量によって3.0pFに近
付く。ここで用いているバイアスの規則によって、基準
コンデンサCRおよびピックオフ・コンデンサCPは、それ
らのプレート86および84が、それぞれ、双方ともVDD即
ち0ボルトのときに、放電されると考えられる、共通プ
レート51は常にVDD即ち0ボルトである。基準およびピ
ックオフ・コンデンサCPおよびCPは、プレート84および
86が0ボルト以外の電圧にあるとき、充電される(ある
充電レベルまで)と考えられる。この場合、充電はVDD
およびVREG間、即ち、0および−2.0ボルト間の負充電
である。したがって、ここで採用した規則では、基準お
よびピックオフ・コンデンサCRおよびCPは、−2.0ボル
トに向かって「充電」され、負電圧から0ボルトに向か
って「放電」されることを指示している。ここに含まれ
る原理は、VSSの規則にも適用可能であり、その場合、
電圧レベルは、負極性ではなく、正となる。
電圧VDDをリード12のリード導体14に、そして−2.0ボル
トのVREGをリード導体16に供給する。変調器150によっ
て第11図のセンサ200に供給される規定電圧VDDおよびVR
EGは、第1分岐ダイオード214,216および218と電流源23
2とを含む電圧分割ダイオード・ネットワーク、第2分
岐のダイオード22、外部抵抗62および電流源234、なら
びに第3分岐のダイオード222および電流源236に印加さ
れる。電圧VTは、ダイオード214,216および218によっ
て、VDDよりもダイオードの順方向電圧3倍分低い、即
ち、−1.5ボルトであり、電圧VRは、ダイオード214およ
び216によってVDDよりもダイオード順方向電圧2倍分低
い、即ち、−1.0ボルトである。
れ、その出力は、各分岐の電流源232234および236に印
加される。電流Iは、かなり異なる電流密度で動作する
2つのダイオード220および222間の電圧差を、チップ抵
抗62の値で除算した値によって規定される。周囲温度の
変化はダイオードの抵抗に影響を及ぼし、差動増幅器23
0からの出力信号に反映される。電流源234および236
は、あらゆる電流不均衡を補正するように駆動され、電
流源232は、センサ・モジュール20内の温度変化を反映
する電流Iを発生する。
理は、バンド・ギャップ方法を用いて温度に無感応の電
流源を作成するのではなく、電流センサ232が、温度変
化に伴って、既知量、約1%/℃だけ変動するという、
バンド・ギャップ・レギュレータの概念の使用を故意に
誤った点にある。これによって、温度によるセンサの内
部圧力変化、およびその結果としてのギャップに影響を
与える絶対圧力の誤差、したがって、ピックオフ・コン
デンサCPの容量を補正するために、基準コンデンサCRの
充電変調時間Ttempの変動を温度計として用いることが
できるようになる。基準コンデンサCRのギャップは、圧
力または温度と共に大きくは変化できないので、Ttemp
における主要な変化は、電流源232によって発生される
電流Iにおける、温度によって誘発される変化によって
のみ発生し得る。
導体スイッチ258および260のスイッチ端子に印加され
る。半導体スイッチ258および260の共通端子は、それぞ
れ、比較器240および242の正入力に結合されている。比
較器240および242の負端子は、それぞれ、直列充電抵抗
244および246を介して、ピックオフ・コンデンサCPおよ
び基準コンデンサCRのプレート84および86にそれぞれ結
合されている。比較器240および242の出力は、それぞ
れ、反転器248および250によって反転され、フリップ・
フロップ252の入力に印加される。フリップ・フロップ2
52の出力は、概略的に図示した半導体スイッチ254およ
び256の制御端子に印加される。半導体スイッチ254およ
び256は、その挙動が双安定であり、フリップ・フロッ
プ252の状態に応じて、2/3Iを供給する電流源272および
1/3Iを供給する電流源274を、基準コンデンサCRおよび
ピックオフ・コンデンサCPに交互に接続する。電流源27
2がコンデンサの一方に印加されるとき、電流源274は他
方のコンデンサに印加される。プレート84または86上の
コンデンサ電圧は、電流源272を通じて、VDD即ち0ボル
トに放電され、一方プレート86または84上のコンデンサ
電圧は、それぞれ、電流源274を通じて、VTに向かって
充電される。これは、第12図に示す通りである。
体スイッチ258,260,262,263および264を制御するために
も印加される。半導体スイッチ258および260は、その挙
動が単安定であり、各比較器240および242によって高状
態の出力信号が発生される毎に、そして発生される場合
に限って、図示した目標電圧VTとの接続から基準電圧VR
へ、状態を切り換える。VRまたはVTをそれぞれの比較器
240および242に導通するために閉成されるこれらスイッ
チ258および260のタイミング状態も、第12図に示す、25
8および260と標記した波形において示されている。
されるコンデンサの充電電圧VCPおよびVCRが、絶対値の
意味で、負端子に印加される電圧VTよりも低いとき、通
常低となる。充電電流源274に結合されたコンデンサCP
またはCRを電圧VT即ち−1.5ボルトに充電することによ
り、対応する比較器240または242が高になる。比較器が
高になると、フリップ・フロップ252は状態を変化し、
半導体スイッチ254および256の閉成状態を交換し、これ
によって、既に充電している(または最大に充電されて
いる)コンデンサが放電を開始し、既に放電されている
他のコンデンサが充電を開始する。
のコンデンサ放電時間期間の間保持され、ワン・ショッ
ト型の高状態出力を発生する。コンデンサCPまたはCRの
電圧がVRに放電されると、各比較器242または240の高状
態出力が消滅し、半導体スイッチ258または260は再び切
り換えられて、比較器240または242の各負端子にVTを印
加する。しかしながら、コンデンサCPまたはCRは、プレ
ート84または86がそれぞれ最大放電即ち0ボルトに戻る
まで、放電を継続する。放電速度が充電速度を上回るの
で、コンデンサCPまたはCRが0ボルトに留り、他方のコ
ンデンサVTに向かって充電する(第12図に示すように)
時間期間が、各サイクルに現われる。これによって、各
コンデンサは、その各充電時間間隔の開始時には、0ボ
ルトに完全に放電されていることが保証される。
は、電圧VTを比較器240および242に印加するように設定
され、スイッチ262,263および264は全て開放状態となっ
ている。ピックオフ・コンデンサCPのプレート84は、2/
3I電流源272に接続され、VDD即ち0ボルトに向かって放
電されており、一方、基準コンデンサCRのプレート86は
1/3I電流源274に接続され、VT即ち−1.5ボルトに向かっ
て充電されている。スイッチ258,260,262,263および264
の構成のために、パルスは発生されていない。ピックオ
フ・コンデンサCPのプレート84はVDDからVRに向かって
充電されており、基準コンデンサCRのプレート86上の電
圧は、VRからVDDに向かって放電されていると仮定する
ことができる。比較器242の出力が高になると、高状態
信号によってスイッチ260が、その時閉成されている極
位置(例えば、第11図に概略的に図示した極位置)から
他の開放極位置に切り替わり、コンデンサの電圧が再び
VTに低下して比較器242の出力が再び低になるまで、そ
こに留る。同様に、比較器240の出力が、次の充電サイ
クルにおいて高になったとき、高状態信号によってスイ
ッチ258が、そのとき閉成されている極位置(例えば、
第11図に概略的に図示した極位置)から他の極位置に切
り替わり、比較器240が低になるまで、そこに留る。こ
のように、基準電圧VRは、それぞれ、スイッチ258およ
び260によって、比較器240および242の負端子に、第12
図に示す比較的短いVRからVTまTでの放電時間にわたっ
て、交互に印加される。
がVTに達すると、比較器240はその出力状態を高に切り
換え、これによってスイッチ258の状態を変化させ、ス
イッチ263を閉成する。スイッチ263が再び開くと、遅延
回路270がイネーブルされて、スイッチ264を閉成する。
同様に、次のサイクルにおいて、基準コンデンサCR上の
電圧がVTに達すると、比較器242はその出力状態を高に
切り換え、スイッチ260の状態を変化させ、スイッチ262
を閉成する。
その挙動は単安定であり、比較器の高状態の期間、即
ち、VTからVRまでの放電時間期間、閉成されている。閉
成されると、これも第12図に示す基準およびピックオフ
充電時間変調間隔TtempおよびTprsを分離する、タイミ
ング電流パルスPRおよびPPが発生される。
線に示すように、VTからVRまでの基準コンデンサCRのコ
ンデンサ放電時間によって、その幅が制御される。2ス
テップ・タイミング電流信号パルスPRの初期低振幅ステ
ップも、第12図にセンサ電流と標記された波形に示すよ
うに、VTからVRまでの基準コンデンサCRのコンデンサ放
電時間によって、その幅が制御される。VTからVRまでの
放電時間は、スイッチ258および260の閉成時間期間およ
びタイミング電流パルスPRおよびPPの低振幅ステップの
幅を制御し、通常8〜12ミリ秒である。2ステップ・タ
イミング電流信号パルスPRの高振幅ステップは、第11図
の遅延回路270によって、その幅が制御される。
放状態にあるスイッチ262を、高状態の期間、即ち、基
準コンデンサCRのVTからVRまでの放電時間にわたって閉
成する。スイッチ262が閉成すると、64Iを供給する電流
源266がVREG端子に印加され、その結果、タイミング電
流パルスPPが発生し、導体16上にセンサ電流として現わ
れる。同様に、比較器240の高状態信号も、通常開放状
態にあるスイッチ263を、ピックオフ・コンデンサCPのV
TからVRまでの放電時間の長さにわたって閉成し、遅延
回路270に印加される。遅延回路270は、高状態の終了時
にスイッチ264の閉成を行い、以後、遅延した高状態時
間期間を通じて、スイッチ264の閉成を保持する。スイ
ッチ263および264が順次閉成されると、64Iを供給する
電流源266がVREG端子に印加され、次いで、208Iを供給
する電流源268がVREG端子に印加される。このようして
に、第12図に示すステップ状電流タイミングパルスが発
生される。
PRの初期ステップの公称パルス高8.0mAは、スイッチ262
または263のいずれかが閉成されたときに、64I電流源26
6によって形成される。パルスPRの公称パルス高24mA
(初期の8.0mAステップから上昇したステップ)は、ス
イッチ263が再び開放した後にスイッチ264が閉成された
ときに、208I電流源によって形成される。パルス間に、
1.5mAのベースライン供給電流が、VREGおよびリード導
体16上に現われ、電流パルス高またはセンサ電流振幅は
これを基準とする。
ステップは、温度に関する基準タイミング電流パルスPR
のスルー・レートの8.0mAピークと一致し、これ以外の
場合には異なるスルー・レートを有する異なる振幅の検
出に伴う誤差を減少する。双方のパルスの立ち上がり時
点は、復調器150の電流センサ154には、同一のように見
える。各パルスの開始は、したがって、精度高く検出す
ることができ、介在する充電時間間隔TprsおよびTtemp
の開始および終了時刻として用いることができる。2つ
のパルスで異なるピーク振幅は、容易に区別可能であ
り、間隔の順を判断することができる。
デンサCRおよびCPの充電および放電電圧波形、ならびに
各コンデンサの充電間隔TprsおよびTtempの開始を印
す、端子VREGに発生するタイミング電流パルスPPおよび
PRに関係付けて、スイッチ258,260,262,263および264に
おける波形を示す。
ンサCPおよびCRの容量値はほぼ等しい。したがって、双
方のコンデンサCPおよびCRはほぼ等しい速度で充電す
る。タイミング信号パルスPPおよびPR間の間隔はほぼ等
しく、50%のデューティ・サイクル(TprsのTtemp+Tpr
sに対する比として計算する)を反映し、PPからPPまで
の公称動作周波数は5kHzである。
きである。電流Iは、温度変化と共に変化し、充電時間
TtempおよびTprsに同様に影響を及ぼし、動作周波数を
変化させる。加えて、心収縮期と心拡張期との間の血圧
変化が、ピックオフ・コンデンサCPの容量を変化させる
が、これは充電時間Tprsに影響を与えるのみである。こ
のように、充電時間Ttempは、温度によってのみ変化
し、組み合わせた結果は、温度および圧力双方の変化に
応じた、周波数およびデューティ・サイクルの変化とな
る。
来の集積回路の設計によって、容易に実現可能である。
センサICチップ64からのベースライン電流ドレインにお
けるVREGを、リード導体14および16に供給し、タイミン
グ信号電流パルスPPおよびPRを受信して、導体16上のベ
ースライン電流を変調する。変調器150は、第12図の電
流パルス列の前縁を分離する、充電時間期間Tprsおよび
Ttempを、それぞれ、電圧信号VprsおよびVtempに変換す
る。電圧信号VprsおよびVtempは、デジタル制御/タイ
マ回路132に供給され、ADC/MUX回路142によって、絶対
圧力および温度データを表わすデジタル値に変換され、
他の監視対象の生理的データと時間的な関係で、マイク
ロコンピュータ回路114に記憶される。
セスにおけるPRとPPの前端間の間隔Ttempから得て、ア
ナログ圧力信号Vprsは、デューティ・サイクル信号のフ
ィルタ処理および平均化プロセスにおけるPPおよびPRの
前端間の間隔Tprsから得る。これらのプロセスにおい
て、復調器150は、第12図に示す中間電圧方形波NCAPS_O
UT、NREST_OUTおよびDCAPSを、電流パルス・タイミング
間隔から生成する。電圧信号Vtempは、時間間隔Ttempに
関する時間間隔の比較的単純な積分から決定される。電
圧信号Vprsは、時間間隔TprsおよびTtempを表わすDCAPS
信号の方形波に、低域通過フィルタ処理を行うことによ
って得られる。
になるように特定され、これによって、10℃の温度変化
に対して理想的な気体法則の圧力変化である、最大スケ
ール20mmHgを達成することができる。ADC/MUX回路142に
よって行われる限定された範囲のA/D変換、および温度
チャネル積分器の傾斜の調整(trimming)によって、Tt
empの範囲は、第1範囲では66ミリ秒ないし116ミリ秒、
第2範囲では96.5ミリ秒ないし146.5ミリ秒となる。そ
の結果温度処理チャネルの出力において生成されるアナ
ログ信号Vtempの電圧範囲は、0ないし1.2ボルトに特定
され、ADC/MUX回路142によって処理される。
(大気、高度、天候)圧力変化は、400ないし900mmHgの
好ましい全範囲に指定される。DACオフセットの調節に
よって、ユーザおよび/またはソフトウエア制御の下で
圧力システムの調節が可能となり、この全範囲を与える
ことにより、8ビットのA/D変換器の更に限られた範囲
との互換性を得る。
の感度に応じて調節し、患者の予測される血圧範囲に、
患者によって見られる、局所的な天候による予測圧力変
化および予測高度圧力変化を加算した予測血圧範囲を包
含するA/D圧力「範囲」を得るようにする。血圧は通
常、(大気圧に対する)ゲージ圧で−10mmHgないし140m
mHgと予測される。
れるアナログ信号Vprsの電圧範囲も、0から1.2ボルト
に特定され、ACD/MUX回路142によって処理される。
タル制御/タイマ回路132からの多数のバイアスおよび
コマンド信号を受信し、電圧VDDおよびVREGを圧力およ
び温度信号変調回路200に供給し、センサ電流パルスPR
およびPPを処理し、アナログ信号VtempおよびVprsをデ
ジタル制御/タイマ回路132に供給する。最初に、入力
信号のバイアスおよび処理から開始して、復調回路150
は、+1.2ボルトに規定された電圧信号VREG1、20nAの電
流信号Iin、および電源156におけるコマンド信号PSR ON
を受信する。規定電圧VERF1は、ADC/MUX回路142が0な
いし+1.2ボルトのアナログ電圧信号を0〜255値を有す
る8ビット・デジタル・ワードにデジタル化するために
使用されるのと、同一基準電圧である。出力信号Vprsお
よびVtempは、したがって、処理すべきこの0〜1.2ボル
トの範囲に納まらなければならない。こうすれば、その
同一の規定電圧から変調器150の正確な寄生電圧および
電流を発生するが、より簡単となる。加えて、復調回路
150およびマイクロコンピュータ回路114を含むモニタ10
0の他の回路は、VSS即ち0ボルトである電池の接地を基
準としていることを注記しておくべきであろう。したが
って、規則はセンサ回路200において採用したものと反
対となる。双方の場合に同一規則を用いることも可能で
あることは理解されよう。
F2(VDD−2.0ボルト)、+2.0ボルトのVREG1、および規
定電流信号Iac,Iamp1,Iamp2,Iamp3,およびIicを発生
し、これらを第13図の回路ブロックに印加する。チップ
外のコンデンサおよび抵抗ネットワーク155,157および1
59,161は、電流Iicのためのバイアス制御ITEMPおよびIa
cのためのバイアス制御ISETを与える。抵抗159は、AC電
流センサ154に対して、以下に述べる具体的な電流スレ
シホルドを発生するために、Iac電流を発生するように
選択される。抵抗157は、各モニタ100の製造の際に調整
され、積分制御器174に特定電流レベルIicを供給する。
時に印加される。コマンド信号PSR ON、およびその他の
コマンド信号TMP ON、2−BIT GAIN、4−BIT GAIN、8
−BIT DAC CNTRL、SLF CAL、PLRTYおよびRANGEが、マイ
クロコンピュータ114内のメモリ位置から、デジタルタ
イマ/制御回路132によって、復調回路150に供給され
る。プログラムされている内部コマンドは、これらのコ
マンド信号によって反映される動作状態および動作パラ
メータを指定する。コマンド信号値および状態は、マイ
クロコンピュータ114内のメモリ位置に記憶され、デジ
タル・タイマ/制御器回路132によってアクセスされ、
3ワードで復調回路150に供給される。6ビットのGAIN
ワード(2−BIT GAIN&4−BIT GAIN)、8ビットのDA
Cワードおよび6ビットのCONTROLワード(POR,PSR ON,T
MP ON,SLF CAL,RNGE,PLRTY)は、動作状態および選択さ
れた動作パラメータを設定するために記憶される。
OFFにプログラムしたり、PSR ONおよびTMP ON信号によ
って共にONにプログラムすることができる。1ビットの
PSR ONコマンドは、バイアス電流Iamp1、Iamp2、Iamp3
をイネーブルし、圧力信号処理チャネルを動作させる。
1ビットのTMP ONコマンドは、積分制御器174をイネー
ブルし、温度信号処理チャネルを動作させる。残りのコ
マンド値および状態については、復調回路150の構成物
との関係において説明することにする。
導体14は接続ブロック端子15に接続されている。この端
子15もVDDに接続されている。リード導体16は、VREG接
続ブロック端子17に接続されている。負荷抵抗153が、
接続ブロック端子15および17間の、VDDとVREGとの間に
結合され、2.0ボルトの電圧低下を得ると共に、リード
の漏れ抵抗202における変化に伴う効果を減少あせる。
接続ブロック端子17におけるリード導体16は、抵抗151
および152を介して、AC電流センサ154の一方の入力端子
CPIN、および抵抗151のみを介して、AC電流センサ154内
の電流シンクに接続されている出力端子CPOUTに接続さ
れている。
って発生された、(VDD−2.0)ボルトの電圧VREF2に接
続されている。電流センサ154は、電圧レギュレータと
して動作し、上述のように、コンデンサCPおよびCRの充
電の間に発生され、接続ブロック端子17のリード導体16
に現われる、電流パルスPPおよびPRの効果には無関係
に、常にCPOUTにおける電圧がVREF2即ち(VDD−2.0)ボ
ルトに確実に留るようにする。抵抗151間の電圧効果は
少ないので、第11図の回路200のVREGは、第13図の復調
回路150のVREF2として見ることもできる。抵抗151は、
電磁干渉または電気的除細動/心室除細動パルスによる
外部過剰駆動(overdrive)に対する保護を与える。
ときにその振幅を判別し、出力信号CAPS_OUTおよびRESE
T_OUTを発生する、電流Iacによって確定される比較器も
含む。信号振幅が判別され、比較器およびAC電流センサ
154における基準電流源によって確定される電流レベル
に低下させる。CAPS_OUT信号は、低および高振幅電流パ
ルスPR双方に応答して発生され、RESET_OUT信号は、高
振幅電流パルスPRのみに応答して発生される。
24.0mA)を区別するパラメータの判別は、AC電流センサ
154内の振幅比較器によって行われ、電源156によって供
給される電流Iacによって設定される。抵抗159は電流IS
ETを決定し、一方、これは電流Iacと、ACセンサ154にお
ける入力電流パルスに対するスレシホルドを決定する。
好ましくは、+3.6mAの低電流スレシホルドILおよび+1
4.4mAの高電流スレシホルドIHを、8.0mAおよび24.0mAの
公称電流パルス振幅に対して確定する。これら2つのス
レシホルドの比は変えることができないが、それらの値
は抵抗159によって設定されるので、電流パルスPPおよ
びPRの実際のピーク・ステップ振幅における変動を考慮
することができる。
有するセンサ電流パルスPPまたはPRは、CAPS_OUTの出力
信号を発生し、一方、IH(+14.4mA)の高スレシホルド
を越える電流パルスPRの高ステップは、RESET_OUTの出
力信号を発生する。CAPS_OUTおよびRESET_OUT信号は、
レベル・シフタ158に印加され、VSS即ち0ボルトとVREG
1即ち+2.0ボルトとの間に信号を正規化し、第12図に示
すNCAPS_OUTおよびNREST_OUT信号を発生することによっ
て応答する。正規化されたNCAPS_OUTおよびNREST_OUT信
号は、それぞれ、フリップ・フロップ160のクロックお
よびリセット反転入力に印加される。反転入力は、第12
図に示すNCAPS_OUTおよびNREST_OUT信号を実際に反転す
る。フリップ・フロップ160は、そのQ−出力に方形波
出力信号CAPS(第12図には示していない)を発生するこ
とによって応答する。Q−出力は、間隔Tprsの間高とな
り、間隔Ttempの間低となる。
s間隔のデコード処理において、NCAPS_OUT信号をフリッ
プ・フロップ160の反転クロック入力に印加し、その状
態を切り換えさせる。NREST_OUT信号はフリップ・フロ
ップ160の反転リセット入力に印加されるが、そのQ出
力の状態が既に低である場合、状態を変化させない。し
かしながら、NREST_OUTの到達時にQ出力状態が高の場
合、フリップ・フロップ160の状態は低に切り換えら
れ、その結果、第12図の第1の場合に示すように、DCAP
S方形波信号の高状態が得られる。そのため、電流パル
スPRの高振幅フェーズは、起動時にDCAPS方形波信号の
状態と同期し、ときとして発生し得るあらゆる同期の損
失を復元する。一旦同期が取れたならば、第12図に示す
各電流パルス・ピークPPおよびPRの各連続8mAステップ
は、フリップ・フロップ160のQ出力状態を切り換え、
これによって、TtempおよびTprs間隔を反映するCAPSお
よびDCAPS信号の方形波を発生する。
に印加され、通常は反転されて、第1出力に、第12図に
示すDCAPS信号を発生する。また、デジタル信号プロセ
ッサ162は、通常、CAPS信号も反転し、第2出力にTREF
信号を発生する。このように、圧力信号処理チャネル16
3の入力に供給されたDCAPSのTprs間隔は、極性が負であ
り、温度信号処理チャネル164の入力に供給されたTREF
のTtemp間隔は、極性が正である。信号DCAPおよびTREF
の極性に関して、デジタル信号プロセッサ162は、デジ
タル制御/タイマ回路132からのPLRTY信号も受信する。
PLRTY信号はDCAPS方形波の極性を反転し、圧力信号処理
チャネル163の動作範囲を拡大するように、選択的にプ
ログラムすることも可能である。しかしながら、PLRTY
信号は殆ど変化しないことが予測され、このようなプロ
グラミングの選択肢は、圧力信号処理チャネル163に設
けられている範囲が十分であれば、除去してもよい。
診断モードを起動し、較正の目的で、デジタル信号処理
回路162を通じて温度積分制御器174に5.46kHzの方形波
信号を印加することも可能である。5.46kHzの方形波
は、32kHzのクロック周波数の偶約数(even sub−multi
ple)であり、公称5kHzの動作周波数に近いので、単に
便宜上選択されたに過ぎない。以下の検討は、まず、温
度処理チャネル164が既に以下に述べるように較正され
ており、通常動作モードがプログラムされているので
(SELF CALオフ)、CAPS信号のみがデジタル信号プロセ
ッサ162によって処理されることを前提とする。
目し、まず、充電時間Ttempに直接関係する期間を有す
るTREF方形波信号の高状態により、温度を変調する。積
分制御器174は、電流Iicを用いて、積分コンデンサ187
を時間Ttemp(または、以下で説明するようにこの時間
の一部)にわたって充電し、次に、サンプル/ホールド
・コンデンサ190を積分コンデンサ187上の電圧まで充電
する。次に、積分コンデンサ187上の電圧を放電し、サ
ンプル/ホールド・コンデンサ190上の電圧を、温度増
幅段195によって増幅し、0〜1.2ボルトの範囲のVtemp
信号とする。
い場合、または電圧をサンプル/ホールド・コンデンサ
190に転送している場合、積分コンデンサ187の両プレー
トはVREG1に保持され、双方向スイッチ176は開放状態と
なる。ここでも、放電状態は、コンデンサ187上に正味
の電圧即ち電荷がない状態として特徴付けられ、充電状
態は、「充電」電圧は表面上「放電」電圧より低い場合
であっても、そのプレート間の正味の電圧差によって特
徴付けられる。
されると)、積分制御器174は、抵抗188に接続されてい
る積分コンデンサ187のプレートを、積分制御器174内部
のVSSへの電流シンクを通じて、VREG1よりも低い電圧に
充電し始める。TREF信号の高状態の終了時に、VSSへの
電流シンクは開放され、双方向スイッチ176は、1クロ
ック・サイクル時間(30.5ミリ秒)閉成され、コンデン
サ187上に得られた電圧レベルをコンデンサ190に転送す
る。次に、双方向スイッチ176を開放し、積分制御器174
内部のスイッチを通じて、双方のプレートをVREG1に設
定することにより、コンデンサ187を放電する。積分コ
ンデンサ187の連続的な再充電の各々で、コンデンサ187
に得られる電圧レベルは、TREF信号の高状態の幅の変化
に応じて、その直前の電圧レベルから上下に変動し、新
たな電圧レベルがコンデンサ190に転送される。新たな
電圧レベルは、スイッチ176が開放されるときに、コン
デンサ190上に保持される。
て増幅され、圧力センサ空洞内の温度を表わすVtemp信
号を発生する。増幅段195は増幅器178を含み、+2.0ボ
ルトのVREG1を分割する、抵抗191,192,193から成る電圧
分割器によって、再び約+1.2Vが基準とされる。増幅段
195は2つの利得を有するので、サンプル/ホールド・
コンデンサ190が到達可能な最大電圧は、+0.6Vであ
る。これは、抵抗188との接合点にある積分コンデンサ1
87上の+0.6ボルト・レベルに対応し、規定電流Iicを用
いると、116ミリ秒後に得られる。
れる基準コンデンサRの充電時間Ttempの可能な値に、
より高い解像度を得ようとするものである。高または低
範囲はいずれも、個々のセンサ回路200の特性および/
または患者の温度範囲に基づいて、RANGEビットによっ
てプログラムしなければならない。温度の変化5℃はTt
empの約5%の変化となるので、特定のリードに対するV
tempに応答して、ADC/MUX回路142によって供給される8
ビットのADCカウントは、0および255という限度付近に
はなり得ない。
が設けられており、先に引用した6ビットのCONTROLワ
ードの1ビット値によって、一方または他方を選択す
る。RANGEビットを1に設定すると、積分制御器174を高
範囲モードとすることになり、これは96〜146ミリ秒のT
REF高状態パルス幅に対応する。RANGEビットを0にプロ
グラムすると、積分制御器174を低範囲モードとするこ
とになり、66〜116ミリ秒のTREF高状態パルス幅に対応
する。このパルス幅範囲の上端では、0.6ボルトの限度
に到達する可能性がある。
ことが予測される。高範囲モードを選択すると、積分制
御器174は、高状態のTRFE方形波の開始から1クロック
・サイクル即ち30.5ミリ秒だけ、積分コンデンサ187の
充電を遅らせることにより、高状態のTREF方形波を事実
上延長する。これは、事実上、96〜146ミリ秒のTRFE高
状態パルス幅の範囲を短縮することになり、積分して再
度666〜116ミリ秒とし、Vtemp電圧信号を0〜0.6ボルト
範囲に納め、これを増幅段195において二倍とし、デジ
タル化し、そして記憶することができる。プログラムさ
れた範囲も、デジタル化された温度データと共に記憶さ
れるので、遠隔測定出力データから、適正な値をデコー
ドすることができる。
設定するには、一方または他方の範囲をプログラムし、
デジタル化された温度読み取り値を蓄積し、遠隔出力す
る。適正な範囲にある場合、プログラムされたRANGEは
正しいことになる。通常、低範囲モードの場合、デジタ
ル温度値がデジタル・ワードの50以下である場合、高範
囲にプログラムする必要がある。更に、高範囲モードで
デジタル・ワードが200以上の場合、低範囲にプログラ
ムする必要がある。代替的に、この範囲を、これらスレ
シホルド・レベルにおいて自動的に切り換えることも可
能である。
ボルトを得るための積分コンデンサ187の変化率は、電
流Iicによって異なる。電流ITEMPおよび電流Iicを正確
に設定するために抵抗175を調整して、116ミリ秒の積分
時間の後にコンデンサ187上で0.590ボルトの電圧に達す
るには、温度信号処理チャネル164の自己較正が必要と
なる。このモードでは、RANGEを低範囲にプログラム
し、SELF CAL信号をONにプログラムする。デジタル信号
プロセッサ162は、SELFCAL ONに応答して、デジタル制
御/タイマ回路132から供給される32kHzのクロック信号
を6で分割し、50%デューティ・サイクルを有する5.46
kHzのクロック信号を得る。デジタル信号プロセッサ
は、方形波較正信号をTREF信号と交換し、それを温度信
号処理チャネル164および積分制御器174の入力に印加す
る。抵抗157の抵抗値を調整して、116ミリ秒以内に電圧
0.590ボルトが得られるか、あるいは125のADC計数値に
達するまで、積分電流Iicを調節する。
称5kHzDCAPSの正および負方形波をフィルタ処理し、平
均化して、コンデンサ182と抵抗186との接合点におい
て、0〜1.2ボルトの範囲の電圧信号Vprsを得る。5kHz
信号成分は、コンデンサ165および抵抗166によって得ら
れる250Hz低域通過フィルタを含む4極フィルタ、40Hz
低域通過フィルタ・ネットワーク196および第1圧力増
幅段197から成るバターワース・フィルタ(Butterworth
filter)、ならびにコンデンサ182および抵抗186から
成る更に別の一極250Hz低域通過フィルタ極によって、
除去される。低域通過フィルタ・ネットワーク196は、
抵抗およびコンデンサ165〜167,169,171,173,175,182お
よび186から成り、電圧方形波を平均化して、DCAPS方形
波信号のデューティ・サイクルに比例するD.C.電圧を発
生する。第1圧力増幅段197は、フィルタ処理した圧力
に関する信号をその出力にバッファする。フィルタ処理
された出力信号は、第2反転圧力増幅段198に印加され
る。圧力増幅段198は、増幅器170と、利得をプログラム
可能な切り換え式抵抗ネットワーク180および181から成
る。増幅器168の出力信号の増幅および電圧オフセット
は、2−BIT GAIN、4−BIT GAINおよび8ビット・オフ
セットDACの設定によって、第2圧力増幅段198において
得られる。
つきが、基準およびビックオフ容量値、ならびに温度お
よび圧力変化に対する応答に影響を与える。後者は、特
に、圧力感知機能に影響を与える。このような影響を補
正するために、利得およびオフセットの調節を行う。オ
フセットの調節は、圧力範囲の調節も可能にすることに
よって、使用する圧力範囲が圧力差の適当な解像度を与
えるようにするためにも必要である。上述のように、AD
C/MUX回路142のA/D変換範囲は、1.2ボルトの電圧範囲か
らの256個のデジタル値に制限されている。したがっ
て、患者自身の血圧範囲、および患者が通常生活する高
度に主に関係する周囲の大気圧における変動を補償する
必要がある。これらの補償は、埋め込み時に形成される
オフセット係数の中に含まれる。
アナログ変換器(DAC)172によって与えられる。DAC172
は、二進コード化されたデジタル・ワードDAC CNTRLの
プログラムされた値に応じて、オフセット・アナログ値
を発生する。DAC172の主な機能は、圧力信号をADC/MUX
ブロック142(0〜1.2ボルト)の範囲に保持するため
に、システム内のオフセットが「0」になるアナログ電
圧を供給することである。アナログ・オフセット電圧
は、差動圧力増幅器170に印加され、ここで、第1圧力
増幅器168の出力電圧から減算される。DAC172の全プロ
グラム可能範囲は630mVであり、570mVないし1,200mVの
間である。
よって、第1図のRAM124に記憶されている4−BIT GAIN
および2BIT GAIN二進ワードの値をプログラムすること
によって、調節可能である。4−BIT GAIN信号は、フィ
ードバック切り換え式抵抗ネットワーク180内の切り換
え式抵抗を二進コード化利得ワードに設定し、切り換え
式抵抗ネットワーク181の別の2−BIT GAIN設定によっ
て選択可能な利得範囲を与えることによって、圧力増幅
段198の利得を制御することができる。利得の設定は、1
Xの増分での5X〜20Xから、2Xの増分での10X〜40X、4Xの
増分での20X〜80Xまで変更可能である。利得範囲および
増分値は、直列切替式抵抗ネットワーク181に印加され
る2−BIT GAIN制御信号によって決定される。
に対する比に応答し、その結果、第1のフィルタ処理さ
れた電圧信号が得られる。第2圧力増幅段198は、オフ
セットおよび利得の設定の関数として、第1電圧信号を
増幅しかつ反転するので、事実上、TprsのTtempおよびT
prsの和に対する比、即ち、Tprsのデューティ・サイク
ルに応答する。第2増幅段198の増幅器170からの出力信
号は、抵抗186およびコンデンサ182から成る更に別の低
域通過フィルタ段に印加され、約5kHzの発振周波数の残
留する全ての成分および/またはあらゆるノイズを除去
する。フィルタ処理して得られた信号は、圧力信号Vprs
として、第1図のデジタル制御タイミング回路132に印
加される。
知の方法で、ADC/MUX回路142においてデジタル化され、
デジタル化VprsおよびVtempデータ値を発生する。デジ
タル化されたVprsおよびVtempデータ値は、バス130を通
じてマイクロコンピュータ回路114に印加され、RAM/ROM
部128内の指定されたレジスタ内に記憶される。デジタ
ル化Vtempデータ値は、外部プログラマによって遠隔出
力されたデジタル化データ値を処理する際に用いて、Vp
rsデータ値に対する温度によって誘発される影響を補償
することができる。記憶されたデータ値も、活動度セン
サ・ブロック152および上述のように血液ガスや患者のE
GMを監視するための他のリードに支持されたセンサを含
む他のセンサからのデータに相関付けることも可能であ
る。
体内に埋め込むことを意図したものである。しかしなが
ら、センサ・リード12は、上述のように、静脈手法(ve
nous approach)によって埋め込み、その近接接続端を
皮膚を介して外部システム100に結合し、移動式の使用
またはベッドの脇での使用も可能であることは理解され
よう。加えて、システム100は、マイクロコンピュータ
回路114に記憶する代わりに、データを遠隔的にリアル
・タイムで外部プログラマ/トランシーバに送信する程
度にまで、簡素化してもよい。後者の場合、ペーシング
の従来技術では公知のタイプのデジタル個別論理プログ
ラミング・コマンド・メモリが更に制限されるため、マ
イクロコンピュータ回路114を除去してもよい。
や変更も可能である。本発明は、マイクロプロセッサを
基本としたアーキテクチャに関連して記載したが、望ま
しければ、デジタル論理回路を基本とした、カスタム集
積回路(IC)アーキテクチャのような他の技術において
も実施可能であることは理解されよう。
除細動器等に実施可能であることも理解されよう。しか
しながら、このような改造や変更は全て、本特許によっ
て主張される本発明の範囲内該当することを意図するも
のである。
Claims (24)
- 【請求項1】選択された部位における体液圧力の大きさ
と、前記部位における体温を含む周囲動作状態を表わす
信号を発生する、移植可能な容量式圧力センサ・リード
であって、 近接および遠隔端部を有し、前記近接端部から前記遠隔
端部まで延在する第1および第2導電体を有する長形埋
め込み可能リード本体であって、前記近接端はバイアス
信号源に結合されるように構成され、前記遠隔端部はあ
る身体位置に埋め込まれ、変動する体液圧力を測定する
ように構成された、前記リード本体と、 前記リード本体の遠隔端部に形成され、前記第1および
第2導電体に結合された圧力センサ・モジュールであっ
て、 本体空洞内に配置されるように構成された前記リード本
体に取り付けられ、密閉チェンバを包囲するモジュール
・ハウジングと、 流体圧力における変動に応答して容量を変化させ、前記
モジュール・ハウジングの圧力変形可能ダイアフラムで
形成された第1プレートと、それから離間された第2プ
レートとを有する圧力変形可能なピックオフ・コンデン
サ手段と、 前記モジュール・ハウジングの変形不可能な部分で形成
された第1プレートと、それから離間された第2プレー
トとを有する基準コンデンサ手段と、 前記第2プレートを支持するために前記モジュール・ハ
ウジング内で支持される基板と、 前記密閉チェンバ内において前記基板上に支持され、前
記第1および第2導電体に電気的に結合されている圧力
および温度信号変調回路手段と、 から成る前記圧力センサ・モジュールと、 から成ることを特徴とする容量式圧力センサ・リード。 - 【請求項2】請求項1記載の圧力センサ・リードにおい
て、前記ピックオフ・コンデンサ手段の前記第1プレー
トは、圧力によって変形可能であり、外部平面と前記密
閉チャンバ内の平行な内面とを有する、導電性材料の前
記モジュール・ハウジングによって形成される第1の所
定表面領域を有する、平面ダイアフラムで形成され、前
記平面ダイアフラムは前記モジュール・ハウジングの外
側の流体圧力の変動によって、前記第1の所定表面領域
において変形するように構成されており、 前記基準コンデンサ手段の前記第1プレートは、前記第
1の所定表面領域から離間され、これと共通面にあり、
前記モジュール・ハウジングの外側の流体圧力の変動に
よってほぼ変形不可能な、前記内面の第2の所定平面領
域によって形成されている、 ことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項3】請求項2記載の圧力センサ・リードであっ
て、更に、 前記基板の第1表面上に、前記ピックオフおよび基準コ
ンデンサ手段の前記第2プレートを形成する手段と、 前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記第1プ
レートから、固定距離だけ、前記ピックオフおよび基準
コンデンサ手段の前記第2プレートを離間する手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項4】請求項3記載の圧力センサ・リードにおい
て、前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記第
2プレートは、更に、それぞれ、前記ピックオフおよび
基準コンデンサ・プレート・パターンに一致して、前記
基板の前記第1表面上に形成される、第1の厚さのピッ
クオフおよび基準コンデンサめっきを含み、 前記離間手段は、更に、 前記基板の前記第1表面上に形成され、前記第1の厚さ
よりも大きい第2の厚さの複数のスタンドオフと、 前記スタンドオフを前記内面に対して押圧し、前記ピッ
クオフおよび基準コンデンサ手段の前記第1プレートか
ら、前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記第
2プレートを、所定のギャップだけ離間し、前記ダイア
フラムの変形がない場合には、前記ピックオフおよび基
準コンデンサ双方に、同一容量をもたらす手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項5】請求項3記載の圧力センサ・リードにおい
て、前記スタンドオフは、前記基板の前記第1表面上
の、前記ピックオフおよび基準コンデンサめっきの外側
の領域に、これから電気的に絶縁されて形成された、前
記第2の厚さのスタンドオフめっきで形成されているこ
とを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項6】請求項4記載の圧力センサ・リードにおい
て、前記圧力および温度信号変調回路手段は、前記密閉
チェンバ内において前記基板の第2表面上に支持され、
前記第1および第2導電体ならびに前記ピックオフおよ
び基準コンデンサめっきに電気的に結合されていること
を特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項7】請求項1記載の圧力センサ・リードであっ
て、更に、 前記基板の第1表面上に、前記ピックオフおよび基準コ
ンデンサ手段の前記第2プレートを支持する手段と、 前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記第1プ
レートから、固定距離だけ、前記ピックオフおよび基準
コンデンサ手段の前記第2プレートを離間することによ
り、前記ダイアフラムに変形がないとき、所定のギャッ
プが、前記ピックオフおよび基準コンデンサ双方に同一
容量をもたらす手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項8】請求項7記載の圧力センサ・リードにおい
て、前記圧力および温度信号変調回路手段は、前記密閉
チェンバ内において前記基板の第2表面上に支持されて
おり、前記第1および第2導電体ならびに前記第2プレ
ートに電気的に結合されていることを特徴とする圧力セ
ンサ・リード。 - 【請求項9】請求項1記載の圧力センサ・リードにおい
て、前記モジュール・ハウジングは、導電性材料で形成
され、固定の厚さとその平坦部分に周囲境界とを有する
前記平面ダイアフラムを形成するような形状とされた外
平面と内平面とを有し、前記ピックオフ・コンデンサの
前記第1変形可能プレートをピックオフ・コンデンサ・
プレート・パターンに形成し、前記内平面は、前記平面
ダイアフラムの境界を越えて延在し、前記第1変形可能
プレートに隣接して、前記基準コンデンサの前記第1プ
レートを、基準コンデンサ・プレート・パターンに形成
することを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項10】請求項9記載の圧力センサ・リードであ
って、更に、 前記基板の第1表面上に、前記ピックオフ・コンデンサ
手段の前記第2プレートを形成する手段であって、前記
ピックオフ・コンデンサ手段の前記第2プレートを、前
記ピックオフ・コンデンサのプレート・パターンに対応
する形状とする前記手段と、 前記基板の第1表面上に、前記基準コンデンサ手段の前
記第2プレートを形成する手段であって、前記基準コン
デンサの前記第2プレートを前記基準コンデンサのプレ
ート・パターンに対応する形状とする手段と、 前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記第1プ
レートから、固定距離だけ、前記ピックオフおよび基準
コンデンサ手段の前記第2プレートを離間させる手段
と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項11】請求項10記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記
第2プレートは、更に、前記ピックオフおよび基準コン
デンサ・プレート・パターンにそれぞれ一致して、前記
基板の前記第1表面上に形成された、第1厚さのピック
オフおよび基準コンデンサめっきを含み、 前記離間手段は、更に、 前記基板の前記第1表面上に形成された前記第1の厚さ
よりも大きな第2の厚さの複数のスタンドオフと、 前記スタンドオフを前記内面に押圧し、所定のギャップ
だけ、前記ピックオフおよび基準コンデンサ手段の前記
第1プレートから、前記ピックオフおよび基準コンデン
サ手段の前記第2プレートを離間させる手段とを、 含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項12】請求項11記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記スタンドオフは、前記基板の第1表面上の、
前記ピックオフおよび基準コンデンサめっきの外側領域
に、それから電気的に絶縁されて形成された、前記第2
の厚さのスタンドオフめっきで形成されていることを特
徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項13】請求項10記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記圧力および温度信号変調回路手段は、前記密
閉チェンバ内において、前記基板の第2表面上に支持さ
れており、前記第1および第2導電体ならびに前記ピッ
クオフおよび基準コンデンサめっきに電気的に結合され
ていることを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項14】請求項1記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記モジュール・ハウジングは導電性材料で製造
され、更に、 前記モジュール・ハウジングを体液および組織から電気
的に絶縁する、絶縁性身体適合外鞘手段を含むことを特
徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項15】請求項14記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記外鞘手段は、更に、前記ダイアフラムを覆
う、接着性身体適合材料から成る、絶縁性で厚さが均一
の被膜を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項16】請求項14記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記外鞘手段は、更に、前記モジュール・ハウジ
ング上に嵌合し、前記ダイアフラムを覆う接着性身体適
合材料から成る、絶縁性で厚さが均一の被膜に結合され
ている管状鞘を含むことを特徴とする圧力センサ・リー
ド。 - 【請求項17】請求項1記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記圧力および温度信号変調回路手段は、更に、 前記第1および第2導電体上に外部から印加されたバイ
アス信号を受け、それより、周囲温度によって大きさが
変化する充電および放電電流を発生する手段と、 前記充電および放電電流によって、前記ピックオフおよ
び基準コンデンサ手段を交互に充電および放電する手段
と、 前記導電体の一方上に、ピックオフおよび基準タイミン
グ・パルスを発生する手段であって、前記ピックオフお
よび基準コンデンサ手段の交互の充電時間間隔を分離す
る前記タイミング・パルスを発生する手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項18】請求項17記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記タイミング・パルス発生手段は、更に、 充電スレシホルド電圧を決定する手段と、 前記基準コンデンサ手段の前記充電スレシホルド電圧へ
の充電を検出し、これに応答して前記第1導電体上に、
第1所定特性を有するピックオフ・タイミング・パルス
を発生する手段と、 前記ピックオフ・コンデンサ手段の前記充電スレシホル
ド電圧への充電を検出し、これに応答して、前記第1所
定特性から区別可能な第2所定特性を有する基準タイミ
ング・パルスを発生する手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項19】選択された部位における体液圧力の大き
さと、前記部位における体温を含む周囲動作状態を表わ
す信号を発生する、埋め込み可能な容量式圧力センサ・
リードであって、 近接および遠隔端部を有し、前記近接端部から前記遠隔
端部まで延在する第1および第2導電体を有する長形埋
め込み可能リード本体であって、前記近接端はバイアス
信号源に結合されるように構成され、前記遠隔端部はあ
る身体位置に埋め込まれ、変動する体液圧力を測定する
ように構成された、前記リード本体と、 前記リード本体の遠隔端部に形成され、前記第1および
第2導電体に結合された圧力センサ・モジュールであっ
て、 本体空洞内に配置されるように構成された前記リード本
体に取り付けられ、密閉チェンバを包囲するモジュール
・ハウジングと、 流体圧力における変動に応答して容量を変化させ、前記
モジュール・ハウジングの圧力変形可能ダイアフラムで
形成された第1プレートと、それから離間された第2プ
レートとを有する圧力変形可能なピックオフ・コンデン
サ手段と、 前記モジュール・ハウジングの変形不可能な部分で形成
された第1プレートと、それから離間された第2プレー
トとを有する基準コンデンサ手段と、 前記密閉チェンバ内にあり、前記第1および第2導電体
に電気的に結合されている圧力および温度信号変調回路
手段と、 から成る前記圧力センサ・モジュールと、 から成ることを特徴とする容量式圧力センサ・リード。 - 【請求項20】請求項19記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記圧力および温度信号変調回路手段は、更に、 前記第1および第2導電体上に外部から印加されたバイ
アス信号を受け、それより、周囲温度によって大きさが
変化する充電および放電電流を発生する手段と、 前記充電および放電電流によって、前記ピックオフおよ
び基準コンデンサ手段を交互に充電および放電する手段
と、 前記導電体の一方上に、ピックオフおよび基準タイミン
グ・パルスを発生する手段であって、前記ピックオフお
よび基準コンデンサ手段の交互の充電時間間隔を分離す
る前記タイミング・パルスを発生する手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項21】請求項20記載の圧力センサ・リードにお
いて、前記タイミング・パルス発生手段は、更に、 充電スレシホルド電圧を決定する手段と、 前記基準コンデンサ手段の前記充電スレシホルド電圧へ
の充電を検出し、これに応答して前記第1導電体上に、
第1所定特性を有するピックオフ・タイミング・パルス
を発生する手段と、 前記ピックオフ・コンデンサ手段の前記充電スレシホル
ド電圧への充電を検出し、これに応答して、前記第1所
定特性から区別可能な第2所定特性を有する基準タイミ
ング・パルスを発生する手段と、 を含むことを特徴とする圧力センサ・リード。 - 【請求項22】請求項21記載の圧力および温度感知リー
ドにおいて、 前記第1所定特性は、第1パルス幅、パルス振幅、およ
びパルス前縁傾斜を含み、 前記第2所定特性は、前方ステップと後方ステップとを
有するステップ状パルスを含み、前記前方ステップは前
記第1パルス幅、パルス振幅、およびパルス前縁傾斜に
対応し、前記後方ステップは第2パルス振幅およびパル
ス幅を有する、ことを特徴とする圧力および温度感知リ
ード。 - 【請求項23】選択された部位における体液圧力の大き
さと、前記部位における体温を含む周囲動作状態を表わ
す信号を発生する、移植可能な容量式圧力センサ・リー
ドの製造方法であって、 近接および遠隔端部を有し、前記近接端部から前記遠隔
端部まで延在する第1および第2導電体を有する長形埋
め込み可能リード本体であって、前記近接端はバイアス
信号源に結合されるように構成され、前記遠隔端部はあ
る体の位置に埋め込まれ、変動する体液圧力を測定する
ように構成された、前記リード本体を形成するステップ
と、 前記第1および第2導電体を、前記近接端部から前記遠
隔端部まで延在する、第1の身体と適合可能な電気的絶
縁外鞘で覆うステップと、 前記遠隔端部において、前記第1および第2導電体の遠
隔端に、圧力センサ・モジュールを取り付けるステップ
であって、前記圧力センサ・モジュールは、更に、 導電性材料で形成され、密閉チェンバを包囲するモジュ
ール・ハウジングと、 流体圧力における変動に応答して容量を変化させ、前記
モジュール・ハウジングの圧力変形可能ダイアフラムで
形成された第1プレートと、それから離間された第2プ
レートとを有する圧力変形可能なピックオフ・コンデン
サ手段と、 前記密閉チェンバ内にあり、前記第1および第2導電体
に電気的に結合されている圧力および温度信号変調回路
手段と、 から成る前記圧力センサ・モジュールを取り付ける前記
ステップと、 前記第1鞘と同一材料の第2鞘で、前記センサ・モジュ
ールを被覆するステップであって、前記モジュール・ハ
ウジングの材料に対して、低接着性を有する材料の前記
第2鞘で前記センサ・モジュールを被覆するステップ
と、 前記ダイアフラムの領域に対応する開口を、前記第2鞘
に設けるステップと、 前記リード本体の前記遠隔端の前記モジュール・ハウジ
ングとの接合部において、前記第2鞘を前記第1鞘に液
密接合状に接合し、前記鞘の開口を前記ダイアフラムに
整合させるステップと、 前記第2鞘の開口の周囲と前記モジュール・ハウジング
との間のギャップを、前記更に別の材料で充填し、前記
モジュール・ハウジングと前記第2鞘との間の空間への
体液の移動を減少させるステップと、 体液および組織が存在する場合に、前記ダイアフラムの
材料と高い接着性を有する、更に別の身体と適合可能な
電気的絶縁材料の均一な厚さの層を、前記第2鞘の前記
開口内の前記ダイアフラム上に塗布するステップと、 から成ることを特徴とする方法。 - 【請求項24】請求項23記載の方法において、前記第1
および第2鞘の前記材料は、埋め込み可能な等級のポリ
ウレタンであり、前記更に別の身体と適合可能な材料
は、埋め込み可能な等級のシリコン・ゴムであることを
特徴とする方法。
Applications Claiming Priority (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/394,870 | 1995-02-27 | ||
US394,870 | 1995-02-27 | ||
US08/394,870 US5564434A (en) | 1995-02-27 | 1995-02-27 | Implantable capacitive absolute pressure and temperature sensor |
PCT/US1996/000975 WO1996026670A1 (en) | 1995-02-27 | 1996-01-24 | Implantable capacitive absolute pressure and temperature sensor |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH09512470A JPH09512470A (ja) | 1997-12-16 |
JP3149957B2 true JP3149957B2 (ja) | 2001-03-26 |
Family
ID=23560723
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP52625296A Expired - Fee Related JP3149957B2 (ja) | 1995-02-27 | 1996-01-24 | 埋め込み可能な容量式圧力および温度センサ |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5564434A (ja) |
EP (1) | EP0757541B1 (ja) |
JP (1) | JP3149957B2 (ja) |
AU (1) | AU4902496A (ja) |
CA (1) | CA2188926C (ja) |
DE (1) | DE69624875T2 (ja) |
WO (1) | WO1996026670A1 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7243561B2 (en) | 2003-08-26 | 2007-07-17 | Matsushita Electric Works, Ltd. | Sensor device |
Families Citing this family (387)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5800464A (en) | 1996-10-03 | 1998-09-01 | Medtronic, Inc. | System for providing hyperpolarization of cardiac to enhance cardiac function |
WO1998016161A1 (en) * | 1996-10-11 | 1998-04-23 | Transvascular, Inc. | Methods and apparatus for bypassing arterial obstructions and/or performing other transvascular procedures |
US5902248A (en) * | 1996-11-06 | 1999-05-11 | Millar Instruments, Inc. | Reduced size catheter tip measurement device |
US6043437A (en) * | 1996-12-20 | 2000-03-28 | Alfred E. Mann Foundation | Alumina insulation for coating implantable components and other microminiature devices |
US5816256A (en) * | 1997-04-17 | 1998-10-06 | Bioanalytical Systems, Inc. | Movement--responsive system for conducting tests on freely-moving animals |
US6062224A (en) * | 1997-04-17 | 2000-05-16 | Bioanalytical Systems, Inc. | Movement-response system for conducting tests on freely-moving animals |
US6198952B1 (en) | 1998-10-30 | 2001-03-06 | Medtronic, Inc. | Multiple lens oxygen sensor for medical electrical lead |
US6134459A (en) * | 1998-10-30 | 2000-10-17 | Medtronic, Inc. | Light focusing apparatus for medical electrical lead oxygen sensor |
US6125291A (en) * | 1998-10-30 | 2000-09-26 | Medtronic, Inc. | Light barrier for medical electrical lead oxygen sensor |
US6248080B1 (en) | 1997-09-03 | 2001-06-19 | Medtronic, Inc. | Intracranial monitoring and therapy delivery control device, system and method |
US6144866A (en) * | 1998-10-30 | 2000-11-07 | Medtronic, Inc. | Multiple sensor assembly for medical electric lead |
US5902326A (en) * | 1997-09-03 | 1999-05-11 | Medtronic, Inc. | Optical window for implantable medical devices |
US6125290A (en) * | 1998-10-30 | 2000-09-26 | Medtronic, Inc. | Tissue overgrowth detector for implantable medical device |
US6731976B2 (en) | 1997-09-03 | 2004-05-04 | Medtronic, Inc. | Device and method to measure and communicate body parameters |
WO1999016347A1 (en) * | 1997-09-29 | 1999-04-08 | Scimed Life Systems, Inc. | Intravascular imaging guidewire |
US20060064135A1 (en) * | 1997-10-14 | 2006-03-23 | Transoma Medical, Inc. | Implantable pressure sensor with pacing capability |
US20020120200A1 (en) * | 1997-10-14 | 2002-08-29 | Brian Brockway | Devices, systems and methods for endocardial pressure measurement |
US20030036746A1 (en) | 2001-08-16 | 2003-02-20 | Avi Penner | Devices for intrabody delivery of molecules and systems and methods utilizing same |
SG71881A1 (en) * | 1998-01-08 | 2000-04-18 | Microsense Cardiovascular Sys | Method and device for fixation of a sensor in a bodily lumen |
US6331163B1 (en) * | 1998-01-08 | 2001-12-18 | Microsense Cardiovascular Systems (1196) Ltd. | Protective coating for bodily sensor |
US6220101B1 (en) * | 1998-02-03 | 2001-04-24 | Ssi Technologies, Inc. | Apparatus for measuring multiple pressures |
US5904708A (en) * | 1998-03-19 | 1999-05-18 | Medtronic, Inc. | System and method for deriving relative physiologic signals |
US6091986A (en) * | 1998-04-27 | 2000-07-18 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for storage of physiologic signals |
US6082367A (en) * | 1998-04-29 | 2000-07-04 | Medtronic, Inc. | Audible sound communication from an implantable medical device |
US5891180A (en) * | 1998-04-29 | 1999-04-06 | Medtronic Inc. | Interrogation of an implantable medical device using audible sound communication |
US6216038B1 (en) | 1998-04-29 | 2001-04-10 | Medtronic, Inc. | Broadcast audible sound communication of programming change in an implantable medical device |
US6070102A (en) * | 1998-04-29 | 2000-05-30 | Medtronic, Inc. | Audible sound confirmation of programming an implantable medical device |
US6370433B1 (en) | 1998-04-29 | 2002-04-09 | Medtronic, Inc. | Interrogation of an implantable medical device using broadcast audible sound communication |
US6450172B1 (en) | 1998-04-29 | 2002-09-17 | Medtronic, Inc. | Broadcast audible sound communication from an implantable medical device |
US6024704A (en) * | 1998-04-30 | 2000-02-15 | Medtronic, Inc | Implantable medical device for sensing absolute blood pressure and barometric pressure |
US6152885A (en) * | 1998-04-30 | 2000-11-28 | Medtronic, Inc. | Barometric pressure sensor for use with implantable absolute pressure sensor |
US6179858B1 (en) | 1998-05-12 | 2001-01-30 | Massachusetts Institute Of Technology | Stent expansion and apposition sensing |
US6077299A (en) * | 1998-06-22 | 2000-06-20 | Eyetronic, Llc | Non-invasively adjustable valve implant for the drainage of aqueous humor in glaucoma |
US6402689B1 (en) | 1998-09-30 | 2002-06-11 | Sicel Technologies, Inc. | Methods, systems, and associated implantable devices for dynamic monitoring of physiological and biological properties of tumors |
US6163723A (en) | 1998-10-22 | 2000-12-19 | Medtronic, Inc. | Circuit and method for implantable dual sensor medical electrical lead |
US6134470A (en) * | 1998-11-09 | 2000-10-17 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for treating a tachyarrhythmic patient |
US6106477A (en) * | 1998-12-28 | 2000-08-22 | Medtronic, Inc. | Chronically implantable blood vessel cuff with sensor |
US6077227A (en) * | 1998-12-28 | 2000-06-20 | Medtronic, Inc. | Method for manufacture and implant of an implantable blood vessel cuff |
US6162180A (en) | 1998-12-28 | 2000-12-19 | Medtronic, Inc. | Non-invasive cardiac monitoring system and method with communications interface |
US6155267A (en) * | 1998-12-31 | 2000-12-05 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device monitoring method and system regarding same |
EP1348399A1 (en) | 1999-01-21 | 2003-10-01 | Alessandro Cattaneo | Connection for dental prostheses |
US6714811B1 (en) | 1999-03-05 | 2004-03-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart rate |
US6166518A (en) * | 1999-04-26 | 2000-12-26 | Exonix Corporation | Implantable power management system |
US6171252B1 (en) | 1999-04-29 | 2001-01-09 | Medtronic, Inc. | Pressure sensor with increased sensitivity for use with an implantable medical device |
US6171253B1 (en) | 1999-05-04 | 2001-01-09 | Apex Medical, Inc. | Flat tube pressure sensor |
US7815590B2 (en) | 1999-08-05 | 2010-10-19 | Broncus Technologies, Inc. | Devices for maintaining patency of surgically created channels in tissue |
US6415033B1 (en) | 1999-09-15 | 2002-07-02 | Ilife Systems, Inc. | Physiological condition monitors utilizing very low frequency acoustic signals |
US20050154370A1 (en) | 1999-10-29 | 2005-07-14 | Medtronic, Inc. | Methods and systems for providing therapies into the pericardial space |
US7758521B2 (en) * | 1999-10-29 | 2010-07-20 | Medtronic, Inc. | Methods and systems for accessing the pericardial space |
US6317626B1 (en) | 1999-11-03 | 2001-11-13 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart rate |
US6394986B1 (en) | 1999-11-06 | 2002-05-28 | Millar Instruments, Inc. | Pressure sensing module for a catheter pressure transducer |
US6277078B1 (en) * | 1999-11-19 | 2001-08-21 | Remon Medical Technologies, Ltd. | System and method for monitoring a parameter associated with the performance of a heart |
US6752765B1 (en) | 1999-12-01 | 2004-06-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart rate and abnormal respiration |
US6481292B1 (en) | 1999-12-24 | 2002-11-19 | Apex Medical, Inc. | Dual pressure monitor |
US6292697B1 (en) | 2000-02-15 | 2001-09-18 | Medtronic, Inc. | Testing sterile packaged components of an implantable medical device prior to chronic implantation |
US6415181B1 (en) | 2000-02-25 | 2002-07-02 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device incorporating adiabatic clock-powered logic |
US7831301B2 (en) * | 2001-03-16 | 2010-11-09 | Medtronic, Inc. | Heart failure monitor quicklook summary for patient management systems |
US6650939B2 (en) | 2000-03-17 | 2003-11-18 | Medtronic, Inc. | Universal interface for implantable medical device data management |
US6599250B2 (en) | 2000-03-17 | 2003-07-29 | Medtronic, Inc. | Heart failure monitor quicklook summary for patient management systems |
US6438407B1 (en) | 2000-03-20 | 2002-08-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring physiologic parameters conjunction with a treatment |
US6706002B1 (en) | 2000-03-24 | 2004-03-16 | Ilife Systems, Inc. | System and method for remotely monitoring at least one physiological characteristic of a child |
US6575916B2 (en) | 2000-03-24 | 2003-06-10 | Ilife Solutions, Inc. | Apparatus and method for detecting very low frequency acoustic signals |
US6416483B1 (en) * | 2000-03-24 | 2002-07-09 | Ilife Systems, Inc. | Sensor and method for detecting very low frequency acoustic signals |
WO2001097909A2 (en) | 2000-06-14 | 2001-12-27 | Medtronic, Inc. | Deep computing applications in medical device systems |
WO2002001387A2 (en) | 2000-06-23 | 2002-01-03 | Medtronic, Inc. | Human language translation of patient session information from implantable medical devices |
US6599242B1 (en) | 2000-07-19 | 2003-07-29 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for data compression of heart signals |
US6539253B2 (en) | 2000-08-26 | 2003-03-25 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device incorporating integrated circuit notch filters |
JP4250868B2 (ja) * | 2000-09-05 | 2009-04-08 | 株式会社デンソー | 半導体圧力センサの製造方法 |
JP4177102B2 (ja) | 2000-10-26 | 2008-11-05 | メドトロニック・インコーポレーテッド | 心機能及び心効率を改善するための装置 |
WO2002034330A2 (en) * | 2000-10-26 | 2002-05-02 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to minimize the effects of a cardiac insult |
AU2002236590B2 (en) | 2000-11-09 | 2006-05-25 | Sicel Technologies, Inc. | In vivo detection of biomolecule concentrations using fluorescent tags |
CA2429237C (en) | 2000-11-17 | 2013-05-14 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for monitoring heart rate and abnormal respiration |
CA2430748A1 (en) * | 2000-12-01 | 2002-06-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for measurement of mean pulmonary artery pressure form a ventricle in an ambulatory monitor |
US6746404B2 (en) * | 2000-12-18 | 2004-06-08 | Biosense, Inc. | Method for anchoring a medical device between tissue |
US6638231B2 (en) | 2000-12-18 | 2003-10-28 | Biosense, Inc. | Implantable telemetric medical sensor and method |
US6636769B2 (en) | 2000-12-18 | 2003-10-21 | Biosense, Inc. | Telemetric medical system and method |
US6783499B2 (en) | 2000-12-18 | 2004-08-31 | Biosense, Inc. | Anchoring mechanism for implantable telemetric medical sensor |
US6658300B2 (en) | 2000-12-18 | 2003-12-02 | Biosense, Inc. | Telemetric reader/charger device for medical sensor |
US6652464B2 (en) * | 2000-12-18 | 2003-11-25 | Biosense, Inc. | Intracardiac pressure monitoring method |
US6438408B1 (en) | 2000-12-28 | 2002-08-20 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for monitoring congestive heart failure |
US6738667B2 (en) | 2000-12-28 | 2004-05-18 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for treating cardiac mechanical dysfunction by electrical stimulation |
US6943787B2 (en) | 2001-02-27 | 2005-09-13 | Medtronics, Inc. | System and method for displaying implantable medical device data |
EP1395330A1 (en) * | 2001-04-20 | 2004-03-10 | The Board of Regents for the University of Oklahoma | Cardiac neuromodulation and methods of using same |
US20070191895A1 (en) * | 2001-04-20 | 2007-08-16 | Foreman Robert D | Activation of cardiac alpha receptors by spinal cord stimulation produces cardioprotection against ischemia, arrhythmias, and heart failure |
US7011814B2 (en) | 2001-04-23 | 2006-03-14 | Sicel Technologies, Inc. | Systems, methods and devices for in vivo monitoring of a localized response via a radiolabeled analyte in a subject |
US6580946B2 (en) | 2001-04-26 | 2003-06-17 | Medtronic, Inc. | Pressure-modulated rate-responsive cardiac pacing |
JP2004533297A (ja) | 2001-05-29 | 2004-11-04 | メドトロニック・インコーポレーテッド | 心臓病の予防及び処置のための閉ループ神経調節システム |
IL160654A0 (en) | 2001-08-28 | 2004-07-25 | Medtronic Inc | Implantable medical device for treating cardiac mechanical dysfunction by electrical stimulation |
US7708712B2 (en) | 2001-09-04 | 2010-05-04 | Broncus Technologies, Inc. | Methods and devices for maintaining patency of surgically created channels in a body organ |
US6671552B2 (en) | 2001-10-02 | 2003-12-30 | Medtronic, Inc. | System and method for determining remaining battery life for an implantable medical device |
US20070213773A1 (en) * | 2001-10-26 | 2007-09-13 | Hill Michael R | Closed-Loop Neuromodulation for Prevention and Treatment of Cardiac Conditions |
US20050027323A1 (en) * | 2001-10-30 | 2005-02-03 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for monitoring cardiac blood pressure and chamber dimension |
US6795732B2 (en) * | 2001-10-30 | 2004-09-21 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device employing sonomicrometer output signals for detection and measurement of cardiac mechanical function |
US6959214B2 (en) | 2001-11-28 | 2005-10-25 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for measuring mechanical heart function |
US6712772B2 (en) | 2001-11-29 | 2004-03-30 | Biocontrol Medical Ltd. | Low power consumption implantable pressure sensor |
US7557353B2 (en) | 2001-11-30 | 2009-07-07 | Sicel Technologies, Inc. | Single-use external dosimeters for use in radiation therapies |
US6689068B2 (en) * | 2001-12-20 | 2004-02-10 | Medtronic, Inc. | Automatic pressure range and sensitivity adjustment |
US7120484B2 (en) * | 2002-01-14 | 2006-10-10 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for filtering EGM signals detected by an implantable medical device |
US20030181794A1 (en) * | 2002-01-29 | 2003-09-25 | Rini Christopher J. | Implantable sensor housing, sensor unit and methods for forming and using the same |
US8775196B2 (en) | 2002-01-29 | 2014-07-08 | Baxter International Inc. | System and method for notification and escalation of medical data |
US10173008B2 (en) | 2002-01-29 | 2019-01-08 | Baxter International Inc. | System and method for communicating with a dialysis machine through a network |
US20030149401A1 (en) * | 2002-02-06 | 2003-08-07 | Benetti Diaz De Brito Juan Ignacio | Systems and methods for monitoring and controlling the temperature of an organ during surgery |
WO2003094693A2 (en) | 2002-02-15 | 2003-11-20 | Biocontrol Medical Ltd. | Low power consumption implantable pressure sensor |
US7024244B2 (en) | 2002-04-22 | 2006-04-04 | Medtronic, Inc. | Estimation of stroke volume cardiac output using an intracardiac pressure sensor |
US6969369B2 (en) | 2002-04-22 | 2005-11-29 | Medtronic, Inc. | Implantable drug delivery system responsive to intra-cardiac pressure |
US7386346B2 (en) * | 2002-04-22 | 2008-06-10 | Medtronic, Inc. | Controlled and modulated high power racing combined with intracardiac pressure monitoring feedback system utilizing the chronicle implantable hemodynamic monitoring (IHM) and calculated EPAD |
US8234128B2 (en) | 2002-04-30 | 2012-07-31 | Baxter International, Inc. | System and method for verifying medical device operational parameters |
US7113825B2 (en) | 2002-05-03 | 2006-09-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting acoustic oscillations in cardiac rhythm |
US7039462B2 (en) * | 2002-06-14 | 2006-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting oscillations in cardiac rhythm |
US6910381B2 (en) * | 2002-05-31 | 2005-06-28 | Mykrolis Corporation | System and method of operation of an embedded system for a digital capacitance diaphragm gauge |
US7657482B1 (en) * | 2002-07-15 | 2010-02-02 | Paymentech, L.P. | System and apparatus for transaction fraud processing |
US7060075B2 (en) * | 2002-07-18 | 2006-06-13 | Biosense, Inc. | Distal targeting of locking screws in intramedullary nails |
US6894246B2 (en) | 2002-07-25 | 2005-05-17 | Medtronic, Inc. | Variable environment laser weld system |
US20050234517A1 (en) * | 2002-08-02 | 2005-10-20 | Frieder Braunschweig | Apparatus and method for hemodynamic-based optimization of cardiac pacing |
US8303511B2 (en) * | 2002-09-26 | 2012-11-06 | Pacesetter, Inc. | Implantable pressure transducer system optimized for reduced thrombosis effect |
US20040082867A1 (en) * | 2002-10-29 | 2004-04-29 | Pearl Technology Holdings, Llc | Vascular graft with integrated sensor |
US6915157B2 (en) * | 2003-02-18 | 2005-07-05 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for assessing heart failure state from Mechanical Pulsus Alternans |
AU2004214420A1 (en) | 2003-02-19 | 2004-09-02 | Sicel Technologies Inc. | In vivo fluorescence sensors, systems, and related methods operating in conjunction with fluorescent analytes |
US6887207B2 (en) | 2003-02-26 | 2005-05-03 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for estimation of ventricular afterload based on ventricular pressure measurements |
US7269460B2 (en) * | 2003-02-28 | 2007-09-11 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for evaluating and optimizing ventricular synchronization |
US6871088B2 (en) | 2003-03-20 | 2005-03-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy |
US20040186528A1 (en) * | 2003-03-20 | 2004-09-23 | Medtronic, Inc. | Subcutaneous implantable medical devices with anti-microbial agents for chronic release |
WO2004111802A2 (en) * | 2003-04-02 | 2004-12-23 | Sicel Technologies, Inc. | Methods, systems, and computer program products for providing dynamic data of positional localization of target implants |
US7130684B2 (en) | 2003-04-30 | 2006-10-31 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for improving ventricular status using the force interval relationship |
US6994676B2 (en) * | 2003-04-30 | 2006-02-07 | Medtronic, Inc | Method and apparatus for assessing ventricular contractile status |
US7221979B2 (en) * | 2003-04-30 | 2007-05-22 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for the regulation of hormone release |
US20050004476A1 (en) * | 2003-05-28 | 2005-01-06 | Saeed Payvar | Method and apparatus for detecting ischemia |
US8308682B2 (en) | 2003-07-18 | 2012-11-13 | Broncus Medical Inc. | Devices for maintaining patency of surgically created channels in tissue |
US8002740B2 (en) | 2003-07-18 | 2011-08-23 | Broncus Technologies, Inc. | Devices for maintaining patency of surgically created channels in tissue |
US7027866B2 (en) | 2003-07-29 | 2006-04-11 | Medtronic, Inc. | Mechanically-based interval optimization for a biventricular pacing engine |
US7292888B2 (en) * | 2003-08-11 | 2007-11-06 | Medtronic, Inc. | Cardiac stimulation during a refractory period |
US20050038481A1 (en) * | 2003-08-11 | 2005-02-17 | Edward Chinchoy | Evaluating ventricular synchrony based on phase angle between sensor signals |
US7320676B2 (en) * | 2003-10-02 | 2008-01-22 | Medtronic, Inc. | Pressure sensing in implantable medical devices |
US7184832B2 (en) | 2003-10-07 | 2007-02-27 | Medtronic, Inc. | Refractory period tracking and arrhythmia detection |
US20050075673A1 (en) * | 2003-10-07 | 2005-04-07 | Warkentin Dwight H. | Method and apparatus for controlling extra-systolic stimulation (ESS) therapy using ischemia detection |
US7233824B2 (en) * | 2003-10-07 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Secure and efficacious therapy delivery for an extra-systolic stimulation pacing engine |
US7970466B2 (en) * | 2003-10-07 | 2011-06-28 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for optimization and assessment of response to extra-systolic stimulation (ESS) therapy |
US6903268B2 (en) * | 2003-10-29 | 2005-06-07 | Medtronic, Inc. | Implantable device feedthrough assembly |
US7254451B2 (en) * | 2003-11-20 | 2007-08-07 | Medtronic, Inc. | Implantable lead including sensor |
US7930024B2 (en) | 2004-01-08 | 2011-04-19 | Medtronic, Inc. | Reducing inappropriate delivery of therapy for suspected non-lethal arrhythmias |
US20050159801A1 (en) | 2004-01-16 | 2005-07-21 | Medtronic, Inc. | Novel implantable lead including sensor |
US7286884B2 (en) | 2004-01-16 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | Implantable lead including sensor |
US20050165452A1 (en) * | 2004-01-28 | 2005-07-28 | Medtronic, Inc. | Antithrombogenic medical device |
DE102004005179B4 (de) * | 2004-02-02 | 2006-07-13 | Wobben, Aloys, Dipl.-Ing. | Windenergieanlage |
US7232435B2 (en) * | 2004-02-06 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Delivery of a sympatholytic cardiovascular agent to the central nervous system to counter heart failure and pathologies associated with heart failure |
US7756581B2 (en) * | 2004-02-18 | 2010-07-13 | Medtronic, Inc. | Implantable temperature sensor |
US20050234519A1 (en) * | 2004-04-15 | 2005-10-20 | Ziegler Paul D | Cardiac stimulation device and method for automatic lower pacing rate optimization |
US7233822B2 (en) * | 2004-06-29 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Combination of electrogram and intra-cardiac pressure to discriminate between fibrillation and tachycardia |
US8409167B2 (en) | 2004-07-19 | 2013-04-02 | Broncus Medical Inc | Devices for delivering substances through an extra-anatomic opening created in an airway |
US7335161B2 (en) * | 2004-08-20 | 2008-02-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Techniques for blood pressure measurement by implantable device |
US20060064133A1 (en) * | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for deriving relative physiologic measurements using an external computing device |
US20060064134A1 (en) * | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for deriving relative physiologic measurements |
US8244355B2 (en) * | 2004-10-29 | 2012-08-14 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to provide diagnostic index and therapy regulated by subject's autonomic nervous system |
US7813808B1 (en) | 2004-11-24 | 2010-10-12 | Remon Medical Technologies Ltd | Implanted sensor system with optimized operational and sensing parameters |
US20060126751A1 (en) * | 2004-12-10 | 2006-06-15 | Anthony Bessios | Technique for disparity bounding coding in a multi-level signaling system |
US7180305B2 (en) * | 2004-12-14 | 2007-02-20 | General Electric Company | Sensor systems and methods of operation |
US7697967B2 (en) | 2005-12-28 | 2010-04-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor insertion |
US7775966B2 (en) | 2005-02-24 | 2010-08-17 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Non-invasive pressure measurement in a fluid adjustable restrictive device |
US7470233B2 (en) * | 2005-01-26 | 2008-12-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for muscle function measurement |
US7367951B2 (en) * | 2005-01-27 | 2008-05-06 | Medtronic, Inc. | System and method for detecting cardiovascular health conditions using hemodynamic pressure waveforms |
US7192399B2 (en) * | 2005-01-27 | 2007-03-20 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring myocardial performance using sensed ventricular pressures |
US8594790B2 (en) * | 2005-01-27 | 2013-11-26 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring a ventricular pressure index to predict worsening heart failure |
US7708693B2 (en) * | 2005-01-27 | 2010-05-04 | Medtronic, Inc. | System and method for detecting artifactual hemodynamic waveform data |
US7935062B2 (en) | 2005-01-27 | 2011-05-03 | Medtronic, Inc. | Derivation of flow contour from pressure waveform |
US7927270B2 (en) | 2005-02-24 | 2011-04-19 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | External mechanical pressure sensor for gastric band pressure measurements |
US7658196B2 (en) | 2005-02-24 | 2010-02-09 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | System and method for determining implanted device orientation |
US7775215B2 (en) | 2005-02-24 | 2010-08-17 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | System and method for determining implanted device positioning and obtaining pressure data |
US8016744B2 (en) | 2005-02-24 | 2011-09-13 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | External pressure-based gastric band adjustment system and method |
US7699770B2 (en) | 2005-02-24 | 2010-04-20 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Device for non-invasive measurement of fluid pressure in an adjustable restriction device |
US8066629B2 (en) | 2005-02-24 | 2011-11-29 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Apparatus for adjustment and sensing of gastric band pressure |
US7231829B2 (en) * | 2005-03-31 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Monolithic integrated circuit/pressure sensor on pacing lead |
US7228177B2 (en) * | 2005-04-26 | 2007-06-05 | Medtronic, Inc. | Chip level biostable interconnect for implantable medical devices |
US20060247698A1 (en) * | 2005-04-28 | 2006-11-02 | Burnes John E | Multi-site PESP with fusion pacing |
US8118748B2 (en) * | 2005-04-28 | 2012-02-21 | Medtronic, Inc. | Implantable capacitive pressure sensor system and method |
US7769451B2 (en) | 2005-04-28 | 2010-08-03 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy |
EP1893284B1 (en) * | 2005-06-16 | 2009-04-22 | St. Jude Medical AB | Heart stimulating device |
AU2006262287A1 (en) | 2005-06-21 | 2007-01-04 | Cardiomems, Inc. | Method of manufacturing implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement |
US7585279B2 (en) * | 2005-07-26 | 2009-09-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Managing preload reserve by tracking the ventricular operating point with heart sounds |
US7162926B1 (en) | 2005-08-04 | 2007-01-16 | Kavlico Corporation | Lead embedded pressure sensor |
US8443676B2 (en) * | 2005-08-23 | 2013-05-21 | Continental Teves Ag & Co. Ohg | Pressure sensor for hydraulic media in motor vehicle brake systems |
US7742815B2 (en) | 2005-09-09 | 2010-06-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Using implanted sensors for feedback control of implanted medical devices |
US7466143B2 (en) * | 2005-09-16 | 2008-12-16 | General Electric Company | Clearance measurement systems and methods of operation |
US7488291B2 (en) | 2005-09-28 | 2009-02-10 | Medtronic, Inc. | Methods for detecting and monitoring sleep disordered breathing using an implantable medical device |
US7682313B2 (en) | 2005-11-23 | 2010-03-23 | Vital Sensors Holding Company, Inc. | Implantable pressure monitor |
US7686768B2 (en) * | 2005-11-23 | 2010-03-30 | Vital Sensors Holding Company, Inc. | Implantable pressure monitor |
US8108048B2 (en) * | 2005-11-30 | 2012-01-31 | Medtronic, Inc. | Protocol implementation for telemetry communications involving implantable medical devices |
US7580746B2 (en) * | 2005-12-07 | 2009-08-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for generating cardiac pressure-volume loop and optimizing therapy |
US20070142727A1 (en) * | 2005-12-15 | 2007-06-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for analyzing cardiovascular pressure measurements made within a human body |
US7292168B2 (en) * | 2005-12-28 | 2007-11-06 | Medtronic, Inc. | DSP with variable sample frequency |
US11298058B2 (en) | 2005-12-28 | 2022-04-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor insertion |
US7848807B2 (en) * | 2005-12-30 | 2010-12-07 | Medtronic, Inc. | Closed loop optimization of A-V and V-V timing |
US9616223B2 (en) * | 2005-12-30 | 2017-04-11 | Medtronic, Inc. | Media-exposed interconnects for transducers |
US7937137B2 (en) * | 2006-01-30 | 2011-05-03 | Medtronic, Inc. | Methods of identifying and/or assessing cardiac arrhythmias using an implantable medical device |
US8095198B2 (en) * | 2006-01-31 | 2012-01-10 | Warsaw Orthopedic. Inc. | Methods for detecting osteolytic conditions in the body |
US20070191717A1 (en) * | 2006-02-13 | 2007-08-16 | Drexel University | Catheter based implanted wireless pressure sensor |
US8016859B2 (en) * | 2006-02-17 | 2011-09-13 | Medtronic, Inc. | Dynamic treatment system and method of use |
US7418868B1 (en) * | 2006-02-21 | 2008-09-02 | Pacesetter, Inc. | Pressure sensor and method of fabricating such a module |
US7885698B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-02-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors |
US20070208390A1 (en) * | 2006-03-01 | 2007-09-06 | Von Arx Jeffrey A | Implantable wireless sound sensor |
US7618369B2 (en) | 2006-10-02 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for dynamically updating calibration parameters for an analyte sensor |
US8346335B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor calibration management |
US7742816B2 (en) * | 2006-03-31 | 2010-06-22 | Medtronic, Inc. | Multichannel communication for implantable medical device applications |
US7653425B2 (en) | 2006-08-09 | 2010-01-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing calibration of an analyte sensor in an analyte monitoring system |
US8374668B1 (en) | 2007-10-23 | 2013-02-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor with lag compensation |
US8473022B2 (en) | 2008-01-31 | 2013-06-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor with time lag compensation |
US8140312B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-03-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for determining analyte levels |
US8870742B2 (en) | 2006-04-06 | 2014-10-28 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | GUI for an implantable restriction device and a data logger |
US8152710B2 (en) | 2006-04-06 | 2012-04-10 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Physiological parameter analysis for an implantable restriction device and a data logger |
US7918796B2 (en) | 2006-04-11 | 2011-04-05 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Volumetric measurement and visual feedback of tissues |
US7744542B2 (en) * | 2006-04-20 | 2010-06-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implanted air passage sensors |
US8046064B2 (en) * | 2006-04-24 | 2011-10-25 | Medtronic, Inc. | Method of delivering PESP/ICC as well as adjusting the refractory period of the heart |
US20070265671A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-15 | Roberts Jonathan P | Selectable switching of implantable sensors to provide fault toleance for implantable medical devices |
US20070265666A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-15 | Roberts Jonathan P | Implantable sensors having high impedance couplings providing current pathways for improved fault tolerance |
US20070265662A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-15 | Ufford Keith A | Implantable electromagnetic interference tolerant, wired sensors and methods for implementing same |
US8155758B2 (en) * | 2006-04-27 | 2012-04-10 | Medtronic, Inc. | Fault tolerant implantable pulse generators and implantable cardioverter-defibrillators incorporating physiologic sensors and methods for implementing fault tolerance in same |
US20070265668A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-15 | Reinke James D | Fault tolerant sensors and methods for implementing fault tolerance in implantable medical devices |
US20070255353A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-01 | Reinke James D | Fault tolerant co-axially wired sensors and methods for implementing same in an implantable medical device |
US20070265674A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-15 | Olson John C | Fault tolerant implantable sensors having redundant electrical grounding connections |
US20070255352A1 (en) * | 2006-04-27 | 2007-11-01 | Roline Glen M | Implantable sensors having current-based switches for improved fault tolerance |
US7660630B2 (en) * | 2006-04-27 | 2010-02-09 | Medtronic, Inc. | Variable implantable medical device power characteristics based upon implant depth |
AU2007248475A1 (en) | 2006-05-04 | 2007-11-15 | Cardiomems, Inc. | Implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement and continuous output determination |
US7468039B2 (en) * | 2006-06-02 | 2008-12-23 | Cook Vascular Incorporated | Adjustable tension cuff assembly |
US7955268B2 (en) | 2006-07-21 | 2011-06-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multiple sensor deployment |
US7643879B2 (en) * | 2006-08-24 | 2010-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Integrated cardiac rhythm management system with heart valve |
EP2099518B1 (en) * | 2006-11-30 | 2013-01-02 | Medtronic, Inc. | Miniaturized feedthrough |
WO2008070189A2 (en) | 2006-12-06 | 2008-06-12 | The Cleveland Clinic Foundation | Method and system for treating acute heart failure by neuromodulation |
US8894582B2 (en) * | 2007-01-26 | 2014-11-25 | Endotronix, Inc. | Cardiac pressure monitoring device |
US8233982B2 (en) | 2007-02-21 | 2012-07-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for treating supraventricular arrhythmias |
US8154389B2 (en) | 2007-03-15 | 2012-04-10 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US8493187B2 (en) * | 2007-03-15 | 2013-07-23 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US8570186B2 (en) | 2011-04-25 | 2013-10-29 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US10003862B2 (en) | 2007-03-15 | 2018-06-19 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
WO2008130898A1 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-30 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
US9615780B2 (en) * | 2007-04-14 | 2017-04-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
US8260558B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-09-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8600681B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-12-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8239166B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-08-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8103471B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8560038B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-10-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US9125548B2 (en) | 2007-05-14 | 2015-09-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8444560B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-05-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8160900B2 (en) | 2007-06-29 | 2012-04-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring and management device and method to analyze the frequency of user interaction with the device |
FR2919486B1 (fr) * | 2007-07-31 | 2009-10-02 | Captomed Entpr Unipersonnelle | Capteur de pression auto-etalonnable. |
US7957802B2 (en) * | 2007-08-20 | 2011-06-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method, apparatus, and system to optimize cardiac preload based on measured pulmonary artery pressure |
US8460189B2 (en) | 2007-09-14 | 2013-06-11 | Corventis, Inc. | Adherent cardiac monitor with advanced sensing capabilities |
US8897868B2 (en) | 2007-09-14 | 2014-11-25 | Medtronic, Inc. | Medical device automatic start-up upon contact to patient tissue |
EP2200512A1 (en) | 2007-09-14 | 2010-06-30 | Corventis, Inc. | Adherent device for respiratory monitoring and sleep disordered breathing |
EP2194864B1 (en) | 2007-09-14 | 2018-08-29 | Medtronic Monitoring, Inc. | System and methods for wireless body fluid monitoring |
WO2009036256A1 (en) | 2007-09-14 | 2009-03-19 | Corventis, Inc. | Injectable physiological monitoring system |
US8116841B2 (en) | 2007-09-14 | 2012-02-14 | Corventis, Inc. | Adherent device with multiple physiological sensors |
US20090076346A1 (en) | 2007-09-14 | 2009-03-19 | Corventis, Inc. | Tracking and Security for Adherent Patient Monitor |
US8409093B2 (en) | 2007-10-23 | 2013-04-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Assessing measures of glycemic variability |
US8187163B2 (en) | 2007-12-10 | 2012-05-29 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Methods for implanting a gastric restriction device |
US8100870B2 (en) | 2007-12-14 | 2012-01-24 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Adjustable height gastric restriction devices and methods |
US8377079B2 (en) | 2007-12-27 | 2013-02-19 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Constant force mechanisms for regulating restriction devices |
US8142452B2 (en) | 2007-12-27 | 2012-03-27 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Controlling pressure in adjustable restriction devices |
US8915866B2 (en) | 2008-01-18 | 2014-12-23 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Implantable sensor and associated methods |
US8337389B2 (en) | 2008-01-28 | 2012-12-25 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Methods and devices for diagnosing performance of a gastric restriction system |
US8591395B2 (en) | 2008-01-28 | 2013-11-26 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Gastric restriction device data handling devices and methods |
US8192350B2 (en) | 2008-01-28 | 2012-06-05 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Methods and devices for measuring impedance in a gastric restriction system |
US8221439B2 (en) | 2008-02-07 | 2012-07-17 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Powering implantable restriction systems using kinetic motion |
US7844342B2 (en) | 2008-02-07 | 2010-11-30 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Powering implantable restriction systems using light |
US8114345B2 (en) | 2008-02-08 | 2012-02-14 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | System and method of sterilizing an implantable medical device |
WO2009102613A2 (en) | 2008-02-11 | 2009-08-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods of monitoring hemodynamic status for ryhthm discrimination within the heart |
WO2009102640A1 (en) | 2008-02-12 | 2009-08-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for controlling wireless signal transfers between ultrasound-enabled medical devices |
US8591532B2 (en) | 2008-02-12 | 2013-11-26 | Ethicon Endo-Sugery, Inc. | Automatically adjusting band system |
US8057492B2 (en) | 2008-02-12 | 2011-11-15 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Automatically adjusting band system with MEMS pump |
US8034065B2 (en) | 2008-02-26 | 2011-10-11 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Controlling pressure in adjustable restriction devices |
US8233995B2 (en) | 2008-03-06 | 2012-07-31 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | System and method of aligning an implantable antenna |
US8187162B2 (en) | 2008-03-06 | 2012-05-29 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Reorientation port |
EP2257216B1 (en) | 2008-03-12 | 2021-04-28 | Medtronic Monitoring, Inc. | Heart failure decompensation prediction based on cardiac rhythm |
US20090248107A1 (en) * | 2008-03-25 | 2009-10-01 | Medtronic, Inc. | Robust High Power and Low Power Cardiac Leads Having Integrated Sensors |
US8412317B2 (en) | 2008-04-18 | 2013-04-02 | Corventis, Inc. | Method and apparatus to measure bioelectric impedance of patient tissue |
US20090275996A1 (en) * | 2008-04-30 | 2009-11-05 | Medtronic, Inc. | Techniques for placing medical leads for electrical stimulation of nerve tissue |
US8591410B2 (en) | 2008-05-30 | 2013-11-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing glycemic control |
US20090299198A1 (en) | 2008-05-30 | 2009-12-03 | Medtronic, Inc. | Estimating pulmonary artery diastolic pressure |
US8924159B2 (en) | 2008-05-30 | 2014-12-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing glycemic control |
EP2303403B1 (en) | 2008-06-02 | 2016-09-14 | Medtronic, Inc. | Electrogram storage for suspected non-physiological episodes |
US9037240B2 (en) * | 2008-06-02 | 2015-05-19 | Medtronic, Inc. | Electrode lead integrity reports |
US20090299421A1 (en) * | 2008-06-02 | 2009-12-03 | Medtronic, Inc. | Evaluation of implantable medical device sensing integrity based on evoked signals |
US8126553B2 (en) * | 2008-06-02 | 2012-02-28 | Medtronic, Inc. | Sensing integrity determination based on cardiovascular pressure |
WO2009148425A1 (en) * | 2008-06-02 | 2009-12-10 | Medtronic, Inc. | Impedance variability analysis to identify lead-related conditions |
US7974690B2 (en) * | 2008-06-30 | 2011-07-05 | Medtronic, Inc. | Lead integrity testing during suspected tachyarrhythmias |
US7945324B2 (en) * | 2008-06-30 | 2011-05-17 | Data Sciences International, Inc. | Pressure sensing lead systems for implantable stimulators |
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 |
US9522277B2 (en) * | 2008-07-28 | 2016-12-20 | Medtronic, Inc. | Lead integrity testing triggered by sensed signal saturation |
US7953488B2 (en) * | 2008-07-31 | 2011-05-31 | Medtronic, Inc. | Pre-qualification of an alternate sensing configuration |
US8986208B2 (en) | 2008-09-30 | 2015-03-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor sensitivity attenuation mitigation |
US8591423B2 (en) | 2008-10-10 | 2013-11-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for determining cardiac output using pulmonary artery pressure measurements |
US8554579B2 (en) | 2008-10-13 | 2013-10-08 | Fht, Inc. | Management, reporting and benchmarking of medication preparation |
US8078277B2 (en) | 2008-10-29 | 2011-12-13 | Medtronic, Inc. | Identification and remediation of oversensed cardiac events using far-field electrograms |
US8062227B2 (en) * | 2008-10-30 | 2011-11-22 | Medtronic, Inc. | Heart failure decompensation determination |
US8452394B2 (en) | 2008-10-31 | 2013-05-28 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US8260412B2 (en) | 2008-10-31 | 2012-09-04 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US10118042B2 (en) | 2008-10-31 | 2018-11-06 | Medtronic, Inc. | Lead integrity testing triggered by sensed asystole |
US8249708B2 (en) * | 2008-10-31 | 2012-08-21 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US9192769B2 (en) * | 2008-10-31 | 2015-11-24 | Medtronic, Inc. | Shunt-current reduction techniques for an implantable therapy system |
US8688210B2 (en) * | 2008-10-31 | 2014-04-01 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US8005539B2 (en) * | 2008-10-31 | 2011-08-23 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US9597505B2 (en) * | 2008-10-31 | 2017-03-21 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US8611996B2 (en) | 2008-10-31 | 2013-12-17 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
WO2010051500A1 (en) * | 2008-10-31 | 2010-05-06 | Medtronic, Inc. | Therapy system including cardiac rhythm therapy and neurostimulation capabilities |
US9775987B2 (en) | 2008-10-31 | 2017-10-03 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US20100113943A1 (en) * | 2008-10-31 | 2010-05-06 | Burnes John E | System and method for simultaneous central and brachial arterial pressure monitoring |
US8777850B2 (en) * | 2008-10-31 | 2014-07-15 | Medtronic, Inc. | Heart failure patient management using an implantable monitoring system |
EP2367596A1 (en) * | 2008-10-31 | 2011-09-28 | Medtronic, Inc. | Shunt-current reduction housing for an implantable therapy system |
US8498698B2 (en) | 2008-10-31 | 2013-07-30 | Medtronic, Inc. | Isolation of sensing and stimulation circuitry |
US8560060B2 (en) | 2008-10-31 | 2013-10-15 | Medtronic, Inc. | Isolation of sensing and stimulation circuitry |
US8532779B2 (en) * | 2008-10-31 | 2013-09-10 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
US8774918B2 (en) * | 2008-10-31 | 2014-07-08 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
WO2010059291A1 (en) | 2008-11-19 | 2010-05-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Assessment of pulmonary vascular resistance via pulmonary artery pressure |
WO2010077851A2 (en) | 2008-12-15 | 2010-07-08 | Corventis, Inc. | Patient monitoring systems and methods |
US8672917B2 (en) | 2009-01-05 | 2014-03-18 | Medtronic, Inc. | Pressure monitoring to control delivery of therapeutic agent |
US8790295B1 (en) | 2009-01-05 | 2014-07-29 | Medtronic, Inc. | Pressure monitoring to control delivery of therapeutic agent |
US20100179612A1 (en) * | 2009-01-13 | 2010-07-15 | Herlich Michael B | Non-bioelectric pressure-based sensing for pacemakers and implantable cardioverting defibrillators |
US20100234915A1 (en) * | 2009-03-11 | 2010-09-16 | Herlich Michael B | Non-bioelectrical pressure-based sensing for temporary pacemakers |
US8497777B2 (en) | 2009-04-15 | 2013-07-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system having an alert |
EP4289355A3 (en) | 2009-07-23 | 2024-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Continuous analyte measurement system |
US20110028852A1 (en) * | 2009-07-30 | 2011-02-03 | Alfoqaha Arshad A | Implantable Pressure Sensor with Membrane Bridge |
EP4070728A1 (en) | 2009-08-31 | 2022-10-12 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Displays for a medical device |
WO2011041469A1 (en) | 2009-09-29 | 2011-04-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems |
WO2011050283A2 (en) | 2009-10-22 | 2011-04-28 | Corventis, Inc. | Remote detection and monitoring of functional chronotropic incompetence |
US9451897B2 (en) | 2009-12-14 | 2016-09-27 | Medtronic Monitoring, Inc. | Body adherent patch with electronics for physiologic monitoring |
US8380312B2 (en) | 2009-12-31 | 2013-02-19 | Ams Research Corporation | Multi-zone stimulation implant system and method |
US8396543B2 (en) * | 2010-01-28 | 2013-03-12 | Medtronic, Inc. | Storage of data for evaluation of lead integrity |
US8396563B2 (en) | 2010-01-29 | 2013-03-12 | Medtronic, Inc. | Clock synchronization in an implantable medical device system |
US8617088B2 (en) * | 2010-01-29 | 2013-12-31 | St. Jude Medical Systems Ab | Medical guide wire assembly |
CN101828907B (zh) * | 2010-02-11 | 2012-06-20 | 上海交通大学 | 植入式微型生理参数检测系统 |
US8965498B2 (en) | 2010-04-05 | 2015-02-24 | Corventis, Inc. | Method and apparatus for personalized physiologic parameters |
US9737657B2 (en) | 2010-06-03 | 2017-08-22 | Medtronic, Inc. | Implantable medical pump with pressure sensor |
US8397578B2 (en) | 2010-06-03 | 2013-03-19 | Medtronic, Inc. | Capacitive pressure sensor assembly |
US8532770B2 (en) | 2010-06-29 | 2013-09-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac mechanical vibration monitor using information indicative of lead motion |
TWI432070B (zh) * | 2010-10-06 | 2014-03-21 | Univ Nat Yang Ming | 具無線傳輸之資料緩衝裝置 |
WO2012087277A1 (en) | 2010-12-20 | 2012-06-28 | Empire Technology Development Llc | Implantable apparatus for facilitating imaging-based diagnoses |
US8720276B2 (en) | 2011-03-24 | 2014-05-13 | Medtronic, Inc. | Moment fraction computation for sensors |
US8709034B2 (en) | 2011-05-13 | 2014-04-29 | Broncus Medical Inc. | Methods and devices for diagnosing, monitoring, or treating medical conditions through an opening through an airway wall |
WO2012158530A1 (en) | 2011-05-13 | 2012-11-22 | Broncus Technologies, Inc. | Methods and devices for ablation of tissue |
EP2753397B1 (en) | 2011-09-08 | 2017-01-11 | AMS Research Corporation | Implantable electrode assembly |
US8774909B2 (en) | 2011-09-26 | 2014-07-08 | Medtronic, Inc. | Episode classifier algorithm |
US8437840B2 (en) | 2011-09-26 | 2013-05-07 | Medtronic, Inc. | Episode classifier algorithm |
US8744560B2 (en) | 2011-09-30 | 2014-06-03 | Medtronic, Inc. | Electrogram summary |
US9668668B2 (en) | 2011-09-30 | 2017-06-06 | Medtronic, Inc. | Electrogram summary |
US8521281B2 (en) | 2011-10-14 | 2013-08-27 | Medtronic, Inc. | Electrogram classification algorithm |
US8886296B2 (en) | 2011-10-14 | 2014-11-11 | Medtronic, Inc. | T-wave oversensing |
US8710993B2 (en) | 2011-11-23 | 2014-04-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Mitigating single point failure of devices in an analyte monitoring system and methods thereof |
WO2013078235A1 (en) | 2011-11-23 | 2013-05-30 | Broncus Medical Inc | Methods and devices for diagnosing, monitoring, or treating medical conditions through an opening through an airway wall |
WO2013078426A2 (en) | 2011-11-25 | 2013-05-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods of use |
US9517032B2 (en) * | 2012-01-31 | 2016-12-13 | Medtronic, Inc. | Sensor over-mold shape |
EP3395252A1 (en) | 2012-08-30 | 2018-10-31 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Dropout detection in continuous analyte monitoring data during data excursions |
US10206592B2 (en) | 2012-09-14 | 2019-02-19 | Endotronix, Inc. | Pressure sensor, anchor, delivery system and method |
WO2014065871A2 (en) | 2012-10-26 | 2014-05-01 | Baxter Corporation Englewood | Improved image acquisition for medical dose preparation system |
EP2911641B1 (en) | 2012-10-26 | 2018-10-17 | Baxter Corporation Englewood | Improved work station for medical dose preparation system |
WO2014076620A2 (en) * | 2012-11-14 | 2014-05-22 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Drift compensation for implanted capacitance-based pressure transducer |
DE102012224284A1 (de) * | 2012-12-21 | 2014-06-26 | Heraeus Precious Metals Gmbh & Co. Kg | Dünne Metallmembran mit Träger |
US9624095B2 (en) * | 2012-12-28 | 2017-04-18 | Volcano Corporation | Capacitive intravascular pressure-sensing devices and associated systems and methods |
US10098551B2 (en) * | 2013-01-31 | 2018-10-16 | Pacesetter, Inc. | Wireless MEMS left atrial pressure sensor |
WO2014170771A1 (en) | 2013-04-18 | 2014-10-23 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Remotely powered sensory implant |
US10205488B2 (en) | 2013-04-18 | 2019-02-12 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Low-power high-accuracy clock harvesting in inductive coupling systems |
EP3038669B1 (en) * | 2013-08-28 | 2018-01-03 | Heartware, Inc. | Pass-through assembly |
WO2015179634A2 (en) | 2014-05-22 | 2015-11-26 | CARDIONOMIC, Inc. | Catheter and catheter system for electrical neuromodulation |
EP3194017A1 (en) | 2014-09-08 | 2017-07-26 | Cardionomic, Inc. | Methods for electrical neuromodulation of the heart |
AU2015315658B2 (en) | 2014-09-08 | 2019-05-23 | CARDIONOMIC, Inc. | Catheter and electrode systems for electrical neuromodulation |
US11107574B2 (en) | 2014-09-30 | 2021-08-31 | Baxter Corporation Englewood | Management of medication preparation with formulary management |
EP3227851A4 (en) | 2014-12-05 | 2018-07-11 | Baxter Corporation Englewood | Dose preparation data analytics |
EP3242717B1 (en) | 2015-01-05 | 2019-06-12 | Cardionomic, Inc. | Cardiac modulation facilitation systems |
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 |
US10874349B2 (en) | 2015-05-07 | 2020-12-29 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Deploying and fixating an implant across an organ wall |
AU2016291569B2 (en) | 2015-07-10 | 2021-07-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | System, device and method of dynamic glucose profile response to physiological parameters |
US9996712B2 (en) | 2015-09-02 | 2018-06-12 | Endotronix, Inc. | Self test device and method for wireless sensor reader |
US11206988B2 (en) | 2015-12-30 | 2021-12-28 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Power-efficient pressure-sensor implant |
EP3426338A4 (en) | 2016-03-09 | 2019-10-30 | Cardionomic, Inc. | SYSTEMS AND METHODS FOR NEUROSTIMULATION OF CARDIAC CONTRACTILITY |
CN106786875A (zh) * | 2016-12-20 | 2017-05-31 | 北京品驰医疗设备有限公司 | 一种骶神经刺激装置的充电装置 |
CA3053497A1 (en) | 2017-02-24 | 2018-08-30 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader assembly |
US11615257B2 (en) | 2017-02-24 | 2023-03-28 | Endotronix, Inc. | Method for communicating with implant devices |
WO2018175489A1 (en) | 2017-03-21 | 2018-09-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods, devices and system for providing diabetic condition diagnosis and therapy |
EP3606457A4 (en) | 2017-04-03 | 2021-04-21 | Broncus Medical Inc. | ELECTROSURGICAL ACCESS SHEATH |
AU2018254569B2 (en) | 2017-04-20 | 2022-05-12 | Endotronix, Inc. | Anchoring system for a catheter delivered device |
AU2018304316A1 (en) | 2017-07-19 | 2020-01-30 | Endotronix, Inc. | Physiological monitoring system |
WO2019046837A1 (en) | 2017-09-02 | 2019-03-07 | Precision Drone Services Intellectual Property, Llc | SEED DISTRIBUTION ASSEMBLY FOR AERIAL VEHICLE |
EP3664703A4 (en) | 2017-09-13 | 2021-05-12 | Cardionomic, Inc. | NEUROSTIMULATION SYSTEMS AND METHODS FOR INFLUENCING HEART CONTRACTILITY |
CA3107959A1 (en) | 2018-08-13 | 2020-02-20 | CARDIONOMIC, Inc. | Systems and methods for affecting cardiac contractility and/or relaxation |
CA3137307A1 (en) | 2019-05-06 | 2020-11-12 | CARDIONOMIC, Inc. | Systems and methods for denoising physiological signals during electrical neuromodulation |
CN113375855B (zh) * | 2020-03-10 | 2022-05-31 | 高尔科技股份有限公司 | 热反应式压力侦测器 |
US11540776B2 (en) | 2020-03-20 | 2023-01-03 | Xenter, Inc. | Catheter for imaging and measurement of pressure and other physiologic parameters |
JP2023526673A (ja) | 2020-05-19 | 2023-06-22 | コラヴィ メディカル,インコーポレーテッド | 注射可能な血行動態監視デバイス、システム、及び方法 |
CN112263227A (zh) * | 2020-10-14 | 2021-01-26 | 阜阳瀚海博欣生物技术有限公司 | 医疗用植入式检测设备 |
US20220330843A1 (en) * | 2021-04-19 | 2022-10-20 | Teliatry, Inc. | Sensors for In-Vivo Measurements |
Family Cites Families (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4023562A (en) * | 1975-09-02 | 1977-05-17 | Case Western Reserve University | Miniature pressure transducer for medical use and assembly method |
US4016764A (en) * | 1976-07-19 | 1977-04-12 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Temperature compensated, high resolution pressure transducer based on capacitance change principles |
US4257423A (en) * | 1978-11-06 | 1981-03-24 | Medtronic, Inc. | Medical device |
US4237900A (en) * | 1979-02-14 | 1980-12-09 | Pacesetter Systems, Inc. | Implantable calibration means and calibration method for an implantable body transducer |
US4407296A (en) * | 1980-09-12 | 1983-10-04 | Medtronic, Inc. | Integral hermetic impantable pressure transducer |
US4556063A (en) * | 1980-10-07 | 1985-12-03 | Medtronic, Inc. | Telemetry system for a medical device |
US4432372A (en) * | 1981-08-28 | 1984-02-21 | Medtronic, Inc. | Two-lead power/signal multiplexed transducer |
NL193256C (nl) * | 1981-11-10 | 1999-04-02 | Cordis Europ | Sensorsysteem. |
US4485813A (en) * | 1981-11-19 | 1984-12-04 | Medtronic, Inc. | Implantable dynamic pressure transducer system |
US4815472A (en) * | 1987-06-01 | 1989-03-28 | The Regents Of The University Of Michigan | Multipoint pressure-sensing catheter system |
US4750495A (en) * | 1987-06-05 | 1988-06-14 | Medtronic, Inc. | Oxygen sensing pacemaker |
US4967755A (en) * | 1989-02-28 | 1990-11-06 | Medtronic, Inc. | Electromedical lead with pressure sensor |
US5067491A (en) * | 1989-12-08 | 1991-11-26 | Becton, Dickinson And Company | Barrier coating on blood contacting devices |
US5127404A (en) * | 1990-01-22 | 1992-07-07 | Medtronic, Inc. | Telemetry format for implanted medical device |
US5324326A (en) * | 1991-11-25 | 1994-06-28 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Pressure sensing pacing lead |
US5353800A (en) * | 1992-12-11 | 1994-10-11 | Medtronic, Inc. | Implantable pressure sensor lead |
US5381299A (en) * | 1994-01-28 | 1995-01-10 | United Technologies Corporation | Capacitive pressure sensor having a substrate with a curved mesa |
-
1995
- 1995-02-27 US US08/394,870 patent/US5564434A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-01-24 JP JP52625296A patent/JP3149957B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1996-01-24 DE DE69624875T patent/DE69624875T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1996-01-24 AU AU49024/96A patent/AU4902496A/en not_active Abandoned
- 1996-01-24 EP EP96905206A patent/EP0757541B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-01-24 WO PCT/US1996/000975 patent/WO1996026670A1/en active IP Right Grant
- 1996-01-24 CA CA002188926A patent/CA2188926C/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7243561B2 (en) | 2003-08-26 | 2007-07-17 | Matsushita Electric Works, Ltd. | Sensor device |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US5564434A (en) | 1996-10-15 |
DE69624875D1 (de) | 2003-01-02 |
WO1996026670A1 (en) | 1996-09-06 |
DE69624875T2 (de) | 2003-07-17 |
AU4902496A (en) | 1996-09-18 |
EP0757541B1 (en) | 2002-11-20 |
EP0757541A1 (en) | 1997-02-12 |
JPH09512470A (ja) | 1997-12-16 |
CA2188926A1 (en) | 1996-09-06 |
CA2188926C (en) | 2000-07-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3149957B2 (ja) | 埋め込み可能な容量式圧力および温度センサ | |
JP2786943B2 (ja) | 植込み可能な容量性絶対圧力および温度監視システム | |
US6171252B1 (en) | Pressure sensor with increased sensitivity for use with an implantable medical device | |
US4519401A (en) | Pressure telemetry implant | |
US7686762B1 (en) | Wireless device and system for monitoring physiologic parameters | |
CA2631057C (en) | Implantable device for telemetric measurement of blood pressure/temperature within the heart | |
US8142363B1 (en) | Cardiac rhythm management lead with omni-directional pressure sensing | |
EP0993267B1 (en) | Implantable medical device for sensing absolute blood pressure and barometric pressure | |
US7641619B2 (en) | Barometric pressure correction based on remote sources of information | |
AU5170396A (en) | Package integrated accelerometer | |
JP2009517136A (ja) | 心臓内の血圧/温度の遠隔計測用植込み型装置 | |
US8231538B2 (en) | Perivascular pressure sensor and sensing system | |
AU2013224644B2 (en) | Implantable device for telemetric measurement of blood pressure/temperature within the heart |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080119 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090119 Year of fee payment: 8 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100119 Year of fee payment: 9 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110119 Year of fee payment: 10 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110119 Year of fee payment: 10 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120119 Year of fee payment: 11 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130119 Year of fee payment: 12 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |