DE60110024T2

DE60110024T2 - Implantierbarer telemetrischer medizinischer Sensor

Info

Publication number: DE60110024T2
Application number: DE60110024T
Authority: DE
Inventors: Assaf Govari; Shlomo Ben-Haim; Joel Zilberstein; Louis J. Monroe Capezzuto
Original assignee: Biosense Webster Inc
Current assignee: Biosense Webster Inc
Priority date: 2000-12-18
Filing date: 2001-12-17
Publication date: 2006-02-09
Anticipated expiration: 2021-12-18
Also published as: AU778898B2; KR100860946B1; EP1216653A1; US20020077553A1; HK1045636B; US6638231B2; DK1216653T3; IL146961A; HK1045636A1; EP1216653B1; ES2238396T3; ATE292932T1; CA2365216A1; PT1216653E; JP2002345765A; AU9707201A; JP3881229B2; DE60110024D1; IL146961A0; KR20020048892A

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft im Allgemeinen telemetrische, medizinische Geräte. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung ein neuartiges telemetrisches, medizinisches System, das zu verschiedenen medizinischen Anwendungen fähig ist, einschließlich der Messung eines Parameters im Körper eines Patienten, besonders in einem Organ. Eine solche Anwendung der vorliegenden Erfindung ist als ein implantierbares, telemetrisches, endokardiales Drucksystem, seine zugehörigen neuartigen Komponenten und deren neuartigen Verwendungsweisen.
Stand der Technik
Allgemein ist die Verwendung von implantierbaren, medizinischen Sensoren bei einem Patienten bekannt. Ein Beispiel für einen implantierbaren Sensor ist in US-Patent 4,815,469 (Cohen et al.) offenbart. Die Offenbarung bezieht sich auf einen implantierbaxen, medizinischen Sensor, der den Sauerstoffgehalt von Blut bestimmt. Der Sensor umfaßt eine MiniHybridschaltung, die Leuchtdiodenmittel, Fototransistormittel und ein Substrat umfaßt, mit dem die Leuchtdiodenmittel und Fototransistormittel in einer gewünschten Schaltungsanordnung verbunden sind. Die Hybridschaltung ist in einem zylindrischen Körper, der aus einem Material hergestellt ist, das im wesentlichen für Licht transparent ist, wie zum Beispiel Glas, luftdicht verschlossen. Durchgangsterminale stellen Mittel zur Herstellung einer elektrischen Verbindung mit der Hybridschaltung bereit. Das Leuchtdiodenmittel wird mit einem abgestuften Stromimpuls angetrieben. Der Zweck des Sensors ist die Reflexionseigenschaften von Körperflüssigkeiten, wie zum Beispiel Blut, für eine spektrophotometrische Analyse zu erfassen. In einer Ausführungsform ist der Sensor in einer Zweilumen-Herzschrittmachersonde eingebaut und nahe der distalen Elektrode der Sonde angeordnet, so daß sich der Sensor im Herzen befindet, wenn die Sonde in einem Patienten implantiert wird, wodurch ermöglicht wird, daß der erfaßte Sauerstoffgehalt des Bluts in dem Herzen ein physiologischer Parameter ist, der verwendet werden kann, das Stimulationsintervall eines frequenzadaptierenden Herzschrittmachers zu steuern.
US-Patent 5,353,800 (Pahndorf et al.) offenbart eine implantierbare Drucksensorsonde mit einer hohlen Nadel, die angepaßt ist, um in das Herz eines Patienten geschraubt zu werden. Dem Drucksensor wird über Leiter in dem Sensor elektrische Energie zugeführt.
Es gibt Fälle, wo eine permanente Positionierung des Sensors benötigt wird. Ein solcher Fall ist zum Beispiel in US-Patent 5,404,877 (Nolan et al.) offenbart. Ein sensorloser implantierbarer Herzarrhythmie-Alarm wird offenbart, der kontinuierlich die Herzfunktion eines Patienten beurteilt, um zwischen normaler und anormaler Herzfunktion zu unterscheiden, und nach Feststellen eines anormalen Zustandes ein Patientenwarnsignal erzeugt. Der Alarm ist imstande, Impedanzmessungen des Herzens sowie Atem- und Patientenbewegungen zu erfassen und anhand dieser Messungen ein Alarmsignal zu erzeugen, wenn die Messungen das Auftreten einer Herzarrhythmie anzeigen. Es ist wichtig zu bemerken, daß der Sensor ein Antennensystem mit einem Spuleninduktor zur Erzeugung eines elektromagnetischen Feldes in einem Gewebe verwendet, um Impedanzänderungen festzustellen, die sich auf ein physiologisches Phänomen beziehen. Zum Beispiel wird die Größe des Induktors vorausgewählt, um den Abmessungen des zu messenden Organs oder der zu messenden Struktur zu entsprechen.
Es gibt außerdem mehrere bekannte implantierbare Geräte, die Telemetrie zum Übertragen oder Empfangen von Daten aus einem externen Gerät verwenden. Ein solches Gerät ist zum Beispiel das in US-Patent 6,021,352 (Christopherson et al.) offenbarte System. Das Gerät verwendet einen Drucksensor als Meßwertaufnehmer zum Erfassen der Atemanstrengung des Patienten. Atemwellenformdaten werden aus einem Meßwertaufnehmer von einem implantierbaren Pulsgenerator(IPG)/-simulator empfangen, und eine inspirationssynchrone Simulation wird von dem IPG geliefert.
Ein weiteres telemetrisches, implantierbares Gerät ist in US-Patent 5,999,857 (Weijand et al.) offenbart. Diese Bezugnahme offenbart ein Telemetriesystem zur Verwendung mit implantierbaren Geräten, wie zum Beispiel Herzschrittmacher und ähnliche, für eine Zweiwege-Telemetrie zwischen dem implantierten Gerät und einem externen Programmiergerät. Das System verwendet Oszillatoren mit Verschlüsselungsschaltungen für eine synchrone Übertragung von Datensymbolen, bei der die Symbole den Telemetrieträger bilden. Das System stellt Schaltungen für eine Datenverschlüsselung sinusförmiger Symbole von höherer Dichte bereit, einschließlich Kombinationen von BPSK-, FSK- und ASK-Verschlüsselung. Ausführungsformen von Sendern für sowohl das implantierte Gerät als auch das externe Programmiergerät, sowie Modulator- und Demodulatorschaltungen werden ebenfalls offenbart. Es ist wichtig zu bemerken, daß das Implantatgerät seine eigene Energieversorgung in Form einer Batterie hat, um sämtliche Schaltungen und Komponenten des implantierten Gerätes mit Energie zu versorgen.
In WO 97/33513 wird ein telemetrischer, medizinischer Sensor des im Oberbegriff des beigefügten Anspruchs 1 dargelegten Typs offenbart.
Es ist außerdem wichtig zu bemerken, daß es bis jetzt kein telemetrisches, medizinisches System gibt, daß sowohl aufgrund seiner Komponenten als auch deren Benutzerfreundlichkeit ein hoch effizientes System ist, während es äußerst genaue Daten bezüglich eines gemessenen Parameters im Körper eines Patienten liefert.
Zusammenfassung der Erfindung
Die Erfindung bezieht sich auf einen neuartigen telemetrischen, medizinischen Sensor zur Verwendung mit verschiedenen medizinischen Anwendungen, wie zum Beispiel das Überwachen medizinischer Zustände oder das Messen von Parametern im Körper eines Patienten für verschiedene Organarten, einschließlich Gewebe, sowie deren Funktion.
Die Erfindung ist ein telemetrischer, medizinischer Sensor zum Implantieren in den Körper eines Patienten für das Messen eines Parameters im Körper. Der Sensor umfaßt ein Gehäuse und eine Membran an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Reaktion auf den Parameter deformierbar ist. Ein Mikroprozessor, der die Form eines Mikrochips aufweist, ist innerhalb des Gehäuses angeordnet und kommuniziert funktionell mit der Membran, um ein den Parameter anzeigendes Signal zu übertragen. Das Signal ist ein digitales Signal.
Der Miloprozessor, der die Form eines Mikrochips aufweist, umfaßt eine Anordnung von Fotozellen, die in gestaffelten Reihen angeordnet sein können. Die Anordnung kann außerdem eine Referenz-Fotozelle umfassen, die an einem Ende der Anordnung angeordnet ist. Eine Leuchtdiode (LED) sendet Licht an die Fotozellen sowie die optionale Referenz-Fotozelle.
Der Sensor umfaßt ferner eine Blende, welche mit der Membran verbunden ist und als Reaktion auf das Deformieren der Membran zwischen den Fotozellen und der LED bewegbar ist. Der Sensor ist derart angeordnet, daß die optionale Referenz-Fotozelle nicht von der Blende blockiert wird und dem von der LED ausgestrahlten Licht ausgesetzt bleibt.
Der Mikrochip kann ferner mehrere Komparatoren umfassen, welche funktionell mit den Fotozellen verbunden sind, sowie einen funktionell mit den Komparatoren verbundenen Puffer zum Speichern und Übertragen des digitalen Signals. Der Sensor kann ferner eine Antenne in Form einer Spule umfassen, die funktionell mit dem Mikrochip verbunden ist, wobei die Antenne außen an dem Gehäuse angeordnet ist. Alternativ ist die Antenne innerhalb des Gehäuses des Sensors angeordnet. Vorzugsweise ist die Antennenspule aus Draht hergestellt, der Silber und Platin-Iridium aufweist. Zusätzlich weist die Antenne 20–25 Windungen auf.
Der erfindungsgemäße Sensor kann ferner mehrere Verankerungsbeine aufweisen, welche an dem Gehäuse angebracht sind, um den Sensor in einem Gewebe zu verankern. Zusätzlich umfaßt das Gehäuse optional auf einer äußeren Oberfläche des Gehäuses eine Kerbe, um die Stationierung zu erleichtern. Das Gehäuse weist ferner optional eine umlaufende Rille an der Kerbe auf, um die Stationierung weiter zu vereinfachen.
In einer weiteren Ausführungsform des Sensors weist das Gehäuse ferner ein konisches Ende sowie eine Stechspitze darauf auf. Das konische Ende weist ferner ein Schraubengewinde auf, um das Sensorgehäuse direkt in ein Gewebe zu schrauben. Eine alternative Ausführungsform weist mehrere Gewebe-Widerhaken auf dem konischen Ende zum Verankern des Sensorgehäuses direkt in einem Gewebe auf.
Es wird außerdem ein Verfahren zur telemetrischen Messung eines Parameters im Körper eines Patienten offenbart, das nicht Teil der beanspruchten Erfindung ist, umfassend die Schritte des Bereitstellens eines telemetrischen, medizinischen Sensors mit einem Gehäuse, das eine Membran an einem Ende des Gehäuses aufweist, wobei die Membran als Reaktion auf den Parameter deformierbar ist, und ein Mikrochip ist innerhalb des Gehäuses angeordnet und kommuniziert funktionell mit der Membran, um ein den Parameter anzeigendes Signal zu übertragen. Der Sensor wird an einer Stelle im Körper des Patienten implantiert, und der Parameter wird telemetrisch von außerhalb des Körpers des Patienten mit einem Signallese- und Ladegerät gemessen. Das Verfahren umfaßt außerdem die telemetrische Versorgung des Sensors mit Energie von außerhalb des Körpers des Patienten mit dem Signallese- und Ladegerät. Der gemessene Parameter wird dann auf dem Bildschirm des Signallese- und Ladegeräts angezeigt.
Das offenbarte Verfahren umfaßt außerdem ein Verfahren zur telemetrischen Messung eines Parameters im Herzen eines Patienten, wobei das Verfahren die Schritte des Abbildens des Herzen durch die Anwendung von transösophagealer Ultraschall-Bildgebung und des Festlegens einer Implantationsstelle in dem Herzen umfaßt. Eine Öffnung wird in dem Gewebe an der Implantationsstelle erzeugt, und ein Sensor mit einem Gehäuse, einer Membran an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Reaktion auf den Parameter deformierbar ist, und einem Mikrochip wird bereitgestellt, der innerhalb des Gehäuses angeordnet ist und funktionell mit der Membran kommuniziert, um ein den Parameter anzeigendes Signal zu übertragen. Der Sensor wird in der Öffnung plaziert, und der Parameter wird telemetrisch von außerhalb des Körpers des Patienten basierend auf dem von dem Sensor übertragenen Signal gemessen.
Das Verfahren umfaßt außerdem die telemetrische Versorgung des Sensors mit Energie von außerhalb des Körpers des Patienten und das Anzeigen des gemessenen Parameters mit einem Signallese- und Ladegerät. Die Parametermessungen werden mehrere Male pro Sekunde mit dem Signallese- und Ladegerät durchgeführt.
Der Sensor wird in einer Kammer des Herzens durch Verwenden des Septums als Implantationsstelle, zum Beispiel die Fossa ovalis, positioniert. Alternativ ist der Sensor an anderen anatomischen Stellen im Herzen sowie in anderen Organen und Gewebe positionierbar.
Ein Parameter, der mit dem erfindungsgemäßen Sensor gemessen wird, ist der hämodynamische Blutdruck in einer Kammer des Herzens. Entsprechend umfaßt das offenbarte Verfahren ferner die Durchführung von zwischen 10 und 20 Parametermessungen pro Sekunde.
Darüber hinaus umfaßt das Verfahren ferner die Erzeugung der Öffnung in dem Gewebe mit einer Nadel. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist der Sensor mehrere Verankerungsbeine auf dem Sensor auf, um den Sensor in dem Gewebe zu verankern. Zusätzlich ist der Sensor mit einem nicht thrombenbildenden Mittel beschichtet, um Thrombose in dem Herzen nach Implantierung des Sensors zu vermeiden.
Eine weitere Ausführungsform des offenbarten Verfahrens umfaßt ein Verfahren zur telemetrischen Messung eines Parameters im Herzen eines Patienten, wobei das Verfahren die Schritte des Abbildens des Herzen mit transösophagealer Ultraschall-Bildgebung und des Festlegens einer Implantationsstelle in dem Herzen umfaßt. Ein Sensor mit einem Gehäuse und einer Membran an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Reaktion auf den Parameter deformierbar ist, sowie einem distalen konischen Ende und einer Stechspitze an dem anderen Ende des Gehäuses wird bereitgestellt. Der Sensor umfaßt ferner einen Mikro chip, der innerhalb des Gehäuses angeordnet ist und funktionell mit der Membran kommuniziert, um ein den Parameter anzeigendes, digitales Signal zu übertragen. Der Sensor wird an der Stelle mit der Stechspitze und dem distalen konischen Ende des Sensors implantiert. Der Parameter wird telemetrisch von außerhalb des Körpers des Patienten von dem Sensor basierend auf dem Übertragungssignal gemessen. Zusätzlich wird der Sensor telemetrisch von außerhalb des Körpers des Patienten mit Energie versorgt. Ein Signallese- und Ladegerät wird außerhalb des Körpers des Patienten verwendet, um den Parameter zu messen, den Sensor mit Energie zu versorgen und den gemessenen Parameter anzuzeigen. Entsprechend werden Parametermessungen mehrere Male pro Sekunde mit dem Signallese- und Ladegerät durchgeführt.
Der Sensor wird in einer Kammer des Herzens positioniert, und die Implantationsstelle ist das Septum, zum Beispiel an der Fossa ovalis. Bei dem erfindungsgemäßen Sensor ist ein Parameter, der gemessen wird, der hämodynamische Blutdruck in einer Kammer des Herzens. Zum Beispiel werden 10–20 Parametermessungen pro Sekunde zur Überwachung des Blutdrucks durchgeführt.
Die vorliegende Erfindung wird anhand der folgenden ausführlichen Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen davon zusammen mit den Zeichnungen besser verstanden werden, bei denen
Beschreibung von bevorzugten Ausführungsformen
Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf Figuren einer Zeichnung näher erläutert. Hierbei zeigen:
1 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen telemetrischen, implantierbaren, medizinischen Sensors ist;
2 eine Draufsicht des Sensors von 1 ist;
3 eine schematische Darstellung einer alternativen Ausführungsform des Sensors von 1 ist, der ein distales konisches Ende mit einem Schraubengewinde und einer Gewebe durchstechenden Spitze zur Verankerung in einem Gewebe aufweist;
4 eine weitere alternative Ausführungsform des Sensors von 1 ist, der ein distales konisches Ende mit einer Gewebe durchstechenden Spitze sowie mehreren Ge webe durchstehenden Widerhaken darauf aufweist;
5 eine perspektivische Teilansicht des Sensors von 1 ist, wobei einige Teile entfernt worden sind, um die inneren Komponenten des Sensors zu zeigen;
6A eine schematische Darstellung ist, die eine Mikroprozessorschaltung für den erfindungsgemäßen Sensor zeigt;
6B eine schematische Darstellung ist, die eine Logikschaltung für die Mikroprozessorschaltung von 6A zeigt.
7 eine schematische Darstellung ist, die eine Anordnung von Fotozellen für den erfindungsgemäßen Sensor zeigt;
8 eine schematische Darstellung ist, die das telemetrische System einschließlich des erfindungsgemäßen Sensors von 1 sowie ein Signallese- und Ladegerät zeigt, das fern von dem Sensor und in Verbindung damit angeordnet ist;
9 eine schematische Darstellung ist, die einen Lese-/Ladestromkreis für das Signallese- und Ladegerät von 8 darstellt;
10 eine schematische Darstellung des Herzens eines Patienten ist; und
11 eine schematische Darstellung ist, die den Sensor vollständig in einer Gewebeöffnung stationiert zeigt.
Die Erfindung betrifft einen neuartigen telemetrischen, medizinischen Sensor zur Verwendung in einem System 30, wie schematisch in 8 dargestellt.
Ein Aspekt des Systems 30 ist durch die Verwendung eines neuartigen implantierbaren, telemetrischen, medizinischen Sensors 50, der vollständig drahtlos ist, sowie eines neuartigen Signallese- und Ladegeräts 140, das funktionell mit dem Sensor 50 kommuniziert, ein charakteristisches Merkmal oder einen Parameter (oder eine Anzahl verschiedener Parameter, einschließlich der Größenordnung irgendeines Parameters) im Körper eines Patienten oder in einem Organ oder Gewebe des Körpers des Patienten fern zu erfassen und zu messen.
Telemetrischer Sensor
Wie schematisch in 1 dargestellt, umfaßt der Sensor 50 ein Gehäuse 52, das aus einem biokompatiblen Material, wie zum Beispiel Polysilizium oder Titan, hergestellt ist. Das Gehäuse 52 weist vorzugsweise eine zylindrische Form auf, obwohl jeder Formtyp für das Ge häuse 52 akzeptabel ist. Das Gehäuse 52 weist eine ungefähre Länge im Bereich von 4–5 mm und einen ungefähren Durchmesser im Bereich von 2,5–3 mm im Durchmesser auf. Das Gehäuse 52 kann auch kleiner sein, zum Beispiel 3 mm in der Länge und ein Außendurchmesser von 1–2 mm. Das Gehäuse 52 umfaßt zylindrische Wände, die ungefähr 250 μm dick sind. Eine elastische Membran 56, die aus einem deformierbaren Material hergestellt ist, ist an einem Ende des Gehäuses 52 angebracht. Eine Kerbe 58 und eine umlaufende Rille 60 sind an einer Außenfläche des Gehäuses 52 bereitgestellt, um die Zuführung und Implantierung des Sensors 50 zu erleichtern.
Die Membran 56 ist aus einem elastischen oder deformierbaren Material, wie zum Beispiel Polysiliziumgummi oder Polyurethan, hergestellt. Die Membran 56 weist eine ungefähre Dicke von 20 μm auf und weist einen Durchmesser im Bereich von ungefähr 1,5–2 mm auf. Die Membran 56 ist normalerweise aufgrund des Innendrucks in dem Gehäuse 52 nach außen von dem Gehäuse 52 vorgespannt. Die Membran 56 wird gezwungen, sich nach innen in das Gehäuse 52 zu wölben, wann immer der Druck außerhalb des Gehäuses 52 den Innendruck in dem Gehäuse 52 übersteigt.
Da die Membran 56 deformierbar ist und normalerweise nach außen von dem Gehäuse 52 vorgespannt ist, reagiert die Membran 56 direkt auf die Umgebung des Gewebes oder Organs, das auf ein bestimmtes charakteristisches Merkmal oder einen Parameter hin überwacht und/oder gemessen wird. In Reaktion auf selbst die kleinsten Änderungen bei diesen charakteristischen Merkmalen oder Parametern deformiert sich die Membran 56 nach innen in Richtung des Innenbereichs des Gehäuses 52. Entsprechend gibt es eine direkte Beziehung oder Entsprechung zwischen einer Änderung bei dem gemessenen charakteristischen Merkmal oder Parameter und der Menge oder dem Grad der Deformationstätigeit oder Bewegung der Membran 56.
Es ist wichtig zu bemerken, daß die Membran 56 einen relativen großen Abmessungsbereich aufweist, wenn mit Festkörpermembrangeräten, wie zum Beispiel piezoelektrische Sensoren oder hergestellte Speicherchips, die Membranen verwenden, verglichen. Entsprechend sind die Anforderungen der Elektronik des Sensors 50 weniger anspruchsvoll. Zusätzlich weist die Membran 56 eine viel größere Biegung auf als die der Festkörpermembran.
Der Sensor 50 umfaßt außerdem eine Antennenspule 68, welche funktionell mit den inneren Komponenten des Sensors 50 über eine Antennenleitung 70 verbunden ist. Die Antennen spule 68 ist eine Induktionsspule mit einer spiralförmig gedrehten Spulenkonfiguration. Das für den Antennendraht verwendete Material hat einen Silbergehalt von ungefähr 90% mit einer Verkleidung aus Platin-Iridium mit einem Gehalt von ungefähren 10%. Die Antennenspule 68 ist bevorzugt aus einem 30 μm dicken Draht mit 20–25 Windungen hergestellt. Der Antennenaußendurchmesser beträgt 1,5–2,0 cm (2).
Entsprechend besitzt die Antennenspule 68 aufgrund dieser Merkmale eine sehr niedrige parasitäre Kapazität. Zusätzlich weist die Antennenspule 68 aufgrund ihres Drahts mit Silber-/Platin-Gehalt eine extrem hohe Leitfähigkeit auf und ist extrem biegsam.
Obwohl Antenne 68 als sich außerhalb des Gehäuses 52 befindlich beschrieben wird, beinhaltet der Umfang der Erfindung durchaus, jeden geeigneten Antennentyp zu umfassen, wie zum Beispiel eine Antenne, die in dem Gehäuse 52 enthalten ist.
Der Sensor 50 umfaßt ferner Verankerungsbeine 64, die zur Außenseite des Gehäuses 52 elastisch vorgespannt sind. Die Anzahl der Verankerungsbeine 64 kann abhängig von dem gewünschten Verankerungsgrad und der Geographie der Anatomie, in die der Sensor 50 zu plazieren ist, variieren. Die Verankerungsbeine 64 sind aus Draht hergestellt, der Formgedächtnis-Metallmaterial, wie zum Beispiel eine Nickel-Titan-Legierung (NiTinol), verwendet. Die Verankerungsbeine 64 weisen eine konkave Konfiguration mit einem Krümmungsradius auf, der sich in das Gewebe oder Organ, in das der Sensor 50 zu verankern ist, krümmt. Andere geeignete Konfigurationen für die Verankerungsbeine 64 werden ebenfalls hierin eingehend betrachtet.
Falls wünschenswert, wird der Sensor 50 mit einem nicht thrombenbildenden oder gerinnungshemmenden Mittel, wie zum Beispiel Heparin, vor der Implantierung beschichtet, um Thrombose, Gerinnung usw. zu vermeiden.
3 stellt eine alternative Ausführungsform des Sensors 50 mit einem konischen Ende 54 auf dem Gehäuse 52 dar. Das konische Ende 54 weist eine Gewebe durchstechende Spitze 55 und ein Schraubengewinde 57 auf, das auf einer Außenfläche des konischen Endes 54 angeordnet ist, um die direkte Verankerung des konischen Endes 54 des Gehäuses 52 durch direkte Schraubung in ein Gewebe zu erleichtern.
4 stellt einen Sensor 50 einer alternativen Ausführungsform dar, der mehrere Gewebe- Widerhaken 59 aufweist, die an dem konischen Ende 54 des Gehäuses 52 angebracht sind. Die Widerhaken 59 weisen eine Gewebe durchstechende Spitze auf, die nach außen von der Gewebe durchstechenden Spitze 55 weg gekrümmt sind. Entsprechend greifen die Gewebe-Widerhaken 59 zusammen mit der Gewebe durchstehenden Spitze 55 fest in das Gewebe, um das Gehäuse 52 fest in dem Gewebe zu verankern.
Wie in 5 gezeigt, weist das Innere des Gehäuses 52 einen Mikroprozessor 90 in Form eines Mikrochips auf, der in einer der Innenwände des Gehäuses 52 angebracht ist. Die Leitung 70 der Antennenspule 68 ist funktionell mit dem Mikroprozessor 90 verbunden. Mikroprozessor 90 umfaßt eine Anordnung 92 von Fotozellen 95, die in einer gemusterten Konfiguration angeordnet sind, zum Beispiel acht gestaffelte Reihen, die acht Fotozellen 95 in jeder Reihe enthalten. Eine Referenz-Fotozelle 97 ist an einem Ende der Anordnung 92 angeordnet, was zu einer Anordnung 92 mit insgesamt fünfundsechzig Fotozellen führt, wie in 7 dargestellt. Die Fotozellenanordnung 92 gewährleistet 64 Auflösungsgrade. Der Teilungsabstand zwischen jeder Fotozelle 95 beträgt ungefähr ¼ der Größe einer Fotozelle 95. Zusätzlich weist die Referenz-Fotozelle 97 eine Abmessung auf, die ungefähr die Größe der Teilung ist, zum Beispiel ¼ der Größe einer Fotozelle 95, folglich wird eine Auflösung bereitgestellt, die einer Bewegung von ¼ der Fotozelle entspricht.
Eine Leuchtdiode (LED) 100 ist funktionell mit dem Mikroprozessor 90 verbunden und ist über und parallel beabstandet zur Fotozellenanordnung. Eine Blende 62 ist mit der Innenfläche der Membran 56 verbunden und erstreckt sich der Länge nach aus der Membran 56 in dem Gehäuse 52. Die Blende 62 weist eine im wesentlichen D-förmige Konfiguration auf und erstreckt sich der Länge nach zwischen der LED 100 und der Fotozellenanordnung 92. Die Blende 62 ist aus einer Aluminiumlegierung hergestellt und ist derart angeordnet, daß die planare Oberfläche der Blende 62 direkt der Fotozellenanordnung 92 gegenüberliegt. Die Blende 62 ist so an der deformierbaren Membran 56 angebracht, daß sich die Blende 62 in Verbindung mit der Membran 56 bewegt. Entsprechend, wenn die Membran 56 nach innen in das Gehäuse 52 gebogen wird (aufgrund des überwachten oder gemessenen Gewebe- oder Organparameters), erstreckt sich die Blende 62 der Länge nach über eine Anzahl von Fotozellen 95 in der Anordnung 92 in direkter Relation zu der nach innen gerichteten Bewegung der Membran 56, während sie deformiert wird. Ebenso, wenn die Membran 56 aus dem Gehäuse 52 nach außen gebogen wird, bewegt sich die Blende 62 zusammen mit der Membran 56 der Länge nach von dem Ende des Gehäuses 52 nach außen. Entsprechend verdunkelt oder blockiert die Blende 62 eine Anzahl von Fotozellen 95 entsprechend dem Bewegungsgrad der Membran 56. Daher, wenn die Blende 62 über einer bestimmten Anzahl von Fotozellen 95 angeordnet ist, wird Licht aus der LED 100 daran gehindert, die Fotozellen 95 zu erreichen und beeinflußt die Signalübertragung aus diesen Zellen 95. Diese Anordnung stellt eine Analog-Digital-(A/D) Umwandlung dar, die leistungseffektiv ist, da es ein einfaches Abzählen der Anzahl von Fotozellen gibt, die als ein Maß der Bewegung der Blende an oder aus sind. Daher die Analog-Digital-Umwandlung. Entsprechend kommuniziert der Mikroprozessor 90 funktionell mit der Membran 56.
Die Referenz-Fotozelle 97 wird niemals von der Blende 62 verdunkelt oder bedeckt, da sie an dem fernen Ende der Anordnung 92 angeordnet ist (Ende von der Membran 56 entfernt). Die Blende 62 und Membran 56 sind derart kalibriert, daß selbst eine maximale Biegung nach innen in das Gehäuse 52 dazu führt, daß die Referenz-Fotozelle 97 permanent der LED 100 zur Verwendung als ein Referenz-Signal für den Sensor 50 ausgesetzt wird. Dennoch ist der Leistungsverlust der Fotozelle sehr niedrig.
Wie am besten in 6A gezeigt, ist der Mikroprozessor 90 eine Schaltung, bei der die Antennenspule 68 und ein Resonanzkondensator 102 als Resonanzoszillator für den Sensor 50 wirken. Die Antennenspule 68 empfängt übertragene HF-Signale, die von dem Signallese- und Ladegerät 140 gesendet werden, wie in 8 und 9 dargestellt. Das an der Antennenspule 68 empfangene HF-Signal ist ein Ladesignal zum Versorgen des Mikroprozessors 90 mit Energie. Nach Erhalt des HF-Ladesignals treten die Antennenspule 68 und Kondensator 102 in Resonanz und laden über Diode 116 einen Ladekondensator 114. Nach Erreichen eines vorher festgelegten Spannungsgrenzwerts von ungefähr 1,2 V, versorgt der Kondensator 114 die LED 100 und eine Logikschaltung 91 über Steuereinheit 104 mit Energie. Nach Versorgung der LED 100 mit Energie durch den geladenen Kondensator 114 sendet die LED Licht zu der Fotozellen-Anordnung 92, die in negativer Spannung gehalten wird.
Wie in 6B dargestellt, wird die Fotozellenanordnung 92 als P₁, P₂, ... P₆₄ bzw. P_ref, bezeichnet. Jede Fotozelle 95 (P₁–P₆₄) ist parallel mit mehreren Komparatoren 120 verbunden, die als C1, C2 ... C64 bezeichnet werden. Die Referenz-Fotozelle 97 ist funktionell mit jedem Komparator 120 (C1–C64) verbunden, um ein Referenz-Signal an jeden Komparator 120 im Vergleich zu dem Signal, das von jeder einzelnen Fotozelle 95 erhalten wird, zu liefern. Die Logikschaltung 91 wird von der Steuereinheit 104 und einem Taktgeber 106 mit Energie versorgt und gesteuert. Die Steuereinheit 104 ist mit jedem Komparator 120 verbunden.
Ein Puffer 126 mit mehreren Pufferzellen 129 (insgesamt vierundsechzig Pufferzellen, die jedem Komparator C1–C64 entsprechen) ist funktionell mit den Komparatoren 120 verbunden. Jede Pufferzelle 129 ist ein Flipflop oder eine Speicherzelle, das bzw. die ein Signal von seinem bzw. ihrem jeweiligen Komparator C1–C64 erhält, was zu einer Binärzahl führt, die vierundsechzig Stellen lang ist (eine Reihe von Einsern oder Nullen). Alle Pufferzellen 129 werden in einem einzigen Taktzyklus gefüllt, und jeder Puffer 129 weist entweder eine "0" oder "1" in sich auf. Nachdem alle vierundsechzig Pufferzellen 129 mit ihrer jeweiligen Binärzahl gefüllt worden sind, wird das digitale Signal, das alle vierundsechzig Bytes darstellt, von der Steuereinheit 104 zu dem Signallese- und Ladegerät 140 gesendet. Nach Übertragung des digitalen Signals wird die Steuereinheit 104 von dem Taktgeber 106 zurückgesetzt und erwartet weitere Signaleingänge von dem Signallese- und Ladegerät 140. Die Verschlüsselung der Binärzahl wird von dem Signallese- und Ladegerät 140 geliefert, das nachstehend ausführlicher beschrieben werden wird.
Nach Füllen der vierundsechzigsten Pufferzelle wird das digitale Signal aus dem Puffer 126 übertragen und aktiviert Schalter 112, was zu einer Übertragung des digitalen Signals von der Antennenspule 68 zu der Antennenspule 162 des Signallese- und Ladegeräts 140 führt.
Ein Hauptaspekt des Systems 30 ist, daß der Sensor 50 der vorliegenden Erfindung sowohl ein drahtloser Transponder als auch ein Niederleistungsgerät ist, das trotz seiner passiven Eigenschaft zu einer schnellen Änderungsgeschwindigkeit aufgrund des inhärenten Analog-Digital-(A/D) Umwandlungsmechanismus, der in dem Sensor 50 angewendet wird, fähig ist, zum Beispiel die Fotozellenanordnung 92, die die Biegung der Membran 56 direkt ohne Energieverbrauch in ein digitales Signal verwandelt, wie für einen herkömmlichen elektronischen A/D-Wandler erforderlich wäre.
Signallese- und Ladegerät
Wie in 8 dargestellt, befindet sich das Signallese- und Ladegerät 140 zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung zur Verwendung außerhalb des Körpers eines Patienten oder an der äußeren Oberfläche des Körpers des Patienten. Das Signallese- und Ladegerät 140 umfaßt eine Ummantelung 145, das ein Gehäuse mit einem Flüssigkristall-(LCD) Bildschirm 172 ist, der in einer Öffnung in dem Gehäuse 145 angebracht ist. Das Signallese- und Ladegerät, auch häufig als ein Lese-/Ladegerät oder Leser/Lader bezeichnet, wird durch einen Stromversorgungsschalter oder T-Flipflop 146 aktiviert, der sich aus der Ummantelung 145 erstreckt. Antennenspule 162 ist funktionell über induktive Kopplung mit der Antennenspule 68 des Sensors 50 verbunden.
Wie in 9 gezeigt, wird, sobald die Logikschaltung 91 das digitale Signal über die Antennenspule 68 des Sensors aus dem Sensor 50 überträgt, die Kopplungskonstante der Antennenspule 162 des Lesers/Laders geändert, und wird von einem Tiefendetektor 168 erfaßt, der funktionell mit der Antennenspule 162 des Lesers/Laders verbunden ist. Der Tiefendetektor 168 wird sensibilisiert, um eine Änderung der Signalamplitude im Größenbereich einer Amplitudenänderung von nur 0,01% festzustellen.
Eine Logiksteuereinheit 154 des Lesers/Laders ist funktionell mit dem Tiefendetektor 168 verbunden, um den Grenzwert für den Tiefendetektor 168 festzulegen. Die Logiksteuereinheit 154 umfaßt außerdem eine Energiequelle 151, um die Komponenten des Lese-/Ladegeräts 140 mit Energie zu versorgen.
Die Schaltung 150 des Lesers/Laders umfaßt ferner eine Verarbeitungseinheit 170, die mit der Logiksteuereinheit 154 funktionell verbunden ist. Die Verarbeitungseinheit 170 enthält den Algorithmus, um das von dem Sensor 50 (8) empfangene digitale Signal in einen gemessenen Parameter für den medizinischen Parameter, Zustand oder das charakteristische Merkmal umzuwandeln, der bzw. das an dem implantierten Sensor 50 erfaßt wird. Zusätzlich umfaßt die Verarbeitungseinheit 170 einen Verschlüsselungskode zur Verschlüsselung des digitalen Signals (Vierundsechzig-Bit-Signal) unter Verwendung von Verschlüsselungsalgorithmen, wie zum Beispiel EXKLUSIV-ODER (XOR), RSA-Verfahren (RSA Security, Inc.) usw.
Zum Beispiel, wo der Parameter, der gemessen wird, ein hämodynamischer Blutdruck in einem Organ, wie zum Beispiel die Kammer eines Herzens, ist, wandelt die Verarbeitungseinheit 170, sobald die Verarbeitungseinheit 170 das digitale Signal empfängt, über ihren Algorithmus das digitale Signal (Binärzahl) mittels einer Nachschlag-Vergleichstabelle oder eines analytischen Ausdrucks, der die Relation zwischen der Biegung der Blende 62 in dem Sensor 50 im Vergleich zu dem äußeren Sensordruck an der Membran 56 darstellt, in einen Druckwert um, was nachfolgend angeführt wird: P = (KD3/A2)X2 wobei P der Druckwert ist, D die Dicke der Membran ist, A der Membranradius ist, X die Abweichung von dem Gleichgewicht ist und K eine Konstante ist.
Der LCD-Bildschirm 172 ist funktionell mit der Verarbeitungseinheit 170 verbunden, um den gemessenen Parameter (hämodynamischer Blutdruck in dem obigen Beispiel) anzuzeigen, der in Echtzeit aus dem digitalen Signal umgewandelt wurde.
Durch Verwenden des Signallese- und Ladegeräts 140 außen am Körper des Patienten sind kontinuierliche Parameterablesungen (um Aspekte des Parameters, wie zum Beispiel Größe, festzulegen) für sowohl die durchschnittlichen als auch aktiven oder individuellen Werte des abgetasteten Parameters erhältlich.
Wenn charakteristische Merkmale einer Körperflüssigkeit, wie zum Beispiel Blut, gemessen werden, hält das Signallese- und Ladegerät 140 ein aktives Lesevolumen um den Sensor 50 aufrecht, das überall von 5–25 cm reicht, und bevorzugt ein aktives Lesevolumen im Bereich von ungefähr 10–15 cm. Darüber hinaus ist es mit dem telemetrischen, medizinischen System 30 über den Sensor 50 und das Signallese- und Ladegerät 140 möglich, mehrere Ablesungen pro Sekunde abzufragen. Vorzugsweise sind ungefähr 10–20 Ablesungen pro Sekunde mit der vorliegenden Erfindung möglich.
Andere Attribute, die mit der vorliegenden Erfindung verbunden sind, wenn als eine Drucküberwachung in einer Kammer des Herzens verwendet, umfassen das Überwachen eines Druckbereichs von +/– 30 mmHg; eine Genauigkeit von +/– 1 mmHg (bei einer Integration von 5 msec.) mit einer Wiederholbarkeit von +/– 1 mmHg (bei einer Integration von 5 msec.). Es ist wichtig zu bemerken, daß die Druckgrenzen durch Verändern der Größe und Abmessungen, wie zum Beispiel Breite, der Membran ohne eine Änderung der Elektronik leicht verändert werden können. Dies ist wichtig, um der vorliegenden Erfindung zu ermöglichen, an verschiedene Anwendungen angepaßt zu werden, während dieselbe Ausführung verwendet wird.
Die Steuereinheit 154 ist außerdem funktionell mit einem Sinustreiber 158 verbunden, um ein sinusförmiges Wellensignal von ungefähr 4 bis 6 MHz zu erzeugen. Das sinusförmige Wellensignal wird von dem Sinustreiber 158 über Kondensator 160 an die Antennenspule 162 des Lesers/Laders zur Übertragung oder Sendung an die Antennenspule 68 des Sensors 50 erzeugt, um den Sensor 50, wie oben beschrieben, mit Energie zu versorgen oder zu laden.
Medizinische Verfahren
Wie oben erwähnt, ist das telemetrische, medizinische System 30 zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung für nahezu jeden Typ medizinischen, diagnostischen Verfahrens nützlich, wo es wünschenswert ist, den Sensor 50 in einem Teil des Körpers, insbesondere Gewebe oder ein Organ von Interesse, zu implantieren. Das telemetrische, medizinische System 30 zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung ermöglicht Fernüberwachung und – diagnose eines Zustands des Gewebes oder Organs, indem, daß es fähig ist, verschiedene Parameter oder Variablen eines physischen Zustands im Körper des Patienten an der Stelle von Interesse schnell abzufragen. Da das telemetrische, medizinische System 30 drahtlos ist, werden diese Verfahrensarten auf eine völlig nicht invasive Weise mit minimalem Trauma für den Patienten durchgeführt.
Ein besonderes Beispiel für das telemetrische, medizinische System 30 zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung, seine Komponenten und deren Verwendungsweisen befindet sich auf dem Gebiet kongestiver Herzinsuffizienz (KHI). KHI ist als ein Zustand definiert, bei dem es einem Herzen 400 (10) nicht gelingt, genügend Blut zu den anderen Organen des Körpers zu pumpen. Dies kann von verengten Arterien, die Blut zu dem Herzmuskel führen (aufgrund koronarer Herzerkrankung), nach einem Herzanfall oder Myokardinfarkt mit Narbengewebe, das die normale Arbeit des Herzmuskels stört, hohem Blutdruck, Herzklappenerkrankung aufgrund post-rheumatischen Fiebers (bei Klappen wie zum Beispiel der Semilunarklappe, Trikuspidalklappe 417 oder Mitralklappe 418) oder anderen Ursachen, sowie einer primären Krankheit des Herzmuskels selbst, genannt Kardiomyopathie, Defekten im Herzen, die bei Geburt vorhanden sind, wie zum Beispiel eine kongenitale Herzerkrankung, einer Infektion der Herzklappen und/oder des Herzmuskels selbst (Endokarditis und/oder Myokarditis), herrühren.
Das kränkelnde Herz 400 arbeitet weiterhin, aber nicht so effizient, wie es sollte. Menschen mit KHI können sich nicht anstrengen, weil sie kurzatmig und müde werden. Da sich Blut, das aus dem Herzen 400 strömt, verlangsamt, staut sich Blut, das zu dem Herzen 400 über die Venen zurückkehrt, an, was eine Blutstauung in den Geweben verursacht. Oft kommt es zu einer Schwellung (Ödem), am häufigsten in den Beinen und Fußgelenken, aber möglicher weise auch in anderen Teilen des Körpers. Manchmal sammelt sich Flüssigkeit in den Lungen an und stört die Atmung, was zu Atemnot führt, insbesondere wenn sich eine Person hinlegt. Herzinsuffienz beeinflußt auch die Fähigkeit der Nieren, Natrium und Wasser auszuscheiden. Das zurückgehaltene Wasser verstärkt das Ödem.
KHI ist die häufigste Herzkrankheit in den Vereinigten Staaten, und es wird geschätzt, daß über 5 Millionen Patienten daran leiden. Einer der prädiktiveren hämodynamischen Parameter, der bei Patienten mit KHI gemessen wird, ist der Blutdruck in dem linken Vorhof 410, zum Beispiel linker Vorhof-(LV) Druck. Bis heute wird dieser Parameter durch Anwenden invasiver Rechtsherzkatheterisation mit einem Spezialballonkatheter, wie zum Beispiel der Swan-Gantz-Katheter, gemessen.
Entsprechend ist es zur Mäßigung der Wirkungen von KHI wünschenswert, den Blutdruck in einer bestimmten Kammer (entweder rechter Vorhof 415, rechtes Ventrikel 419, linker Vorhof 410 oder linkes Ventrikel 420) im Herzen 400 unter Verwendung des offenbarten telemetrischen, medizinischen Systems 30 zu messen.
Entsprechend kann der Blutdruck bei Durchführung eines bevorzugten offenbarten Verfahrens direkt in dem linken Vorhof 410 des Herzens 400 überwacht werden. Entsprechend ist es wünschenswert, den Sensor 50 an der Fossa ovalis 407 in dem Septum 405 zu implantieren.
Was die besondere Anatomie des Septums 405 anbetrifft, weist die Fossa ovalis 407 bei ungefähr 15% der normalen Bevölkerung ein bereits bestehendes Loch oder eine bereits bestehende Öffnung auf, das bzw. die offen oder durchgängig bleibt und normalerweise von einem kleinen Gewebelappen bedeckt ist. Bei ungefähr 85% der normalen Bevölkerung ist die Fossa ovalis 407 vollständig geschlossen, zum Beispiel gibt es kein Loch in dem Septum 405.
(1) Transkatheter-Methode
Gemäß dem offenbarten Verfahren ist herausgefunden worden, daß eine Transkatheter-Methode besonders nützlich bei der Patientenbevölkerung ist, die bereits das bestehende Loch an der Fossa ovalis 407 aufweist. Entsprechend wird bei der Durchführung dieses Verfahrens zuerst eine transösophageale Ultraschall-Sonde (nicht gezeigt) in den Mund des Patienten eingeführt und in der Speiseröhre plaziert. In den meisten Fällen wird die transösophageale Ultraschall-Sonde ungefähr 30–35 cm von dem Mund positioniert, das heißt in den meisten Fällen genau über dem Magen des Patienten positioniert.
Unter transösophagealer Ultraschall-Führung wird ein Draht (nicht gezeigt) durch ein geeignetes Gefäß, wie zum Beispiel die untere Hohlvene 408, in den rechten Vorhof 415 eingeführt, wobei der Draht durch die Fossa ovalis 407 geführt wird, indem der Gewebelappen von der durchgängigen Öffnung an der Fossa ovalis 407 sanft weggehoben wird. Sobald der Draht durch die Fossa ovalis 407 eingeführt ist, wird der Draht zu einer der Pulmonalvenen 416 zur Plazierung des distalen Ende des Drahtes geführt, um den Draht ordnungsgemäß in der Öffnung der Pulmonalvene 416 zu positionieren und zu verankern. Entsprechend ist bewiesen worden, daß die Pulmonalvene 416 ein sehr zuverlässiger und beständiger Verankerungspunkt für den Draht ist.
Sobald der Draht ordnungsgemäß in der Fossa ovalis 407 positioniert und in der Pulmonalvene 416 verankert ist, wird ein Kathetermantel ("über den Draht"-Typ – nicht gezeigt) über den Draht durch den rechten Vorhof 415 und die Fossa ovalis 407 geführt und in dem linken Vorhof 410 positioniert, zum Beispiel sehr nah an die Öffnung der Pulmonalvene 416.
Sobald der Kathetermantel ordnungsgemäß positioniert worden ist, wird der Draht aus dem Herzen 400 des Patienten entfernt, und der Sensor 50 wird durch den Kathetermantel mittels eines der vielen handelsüblichen Katheter-gestützten Zuführgeräte (nicht gezeigt) zugeführt. Entsprechend kann der Sensor 50 durch irgendeines der typischen Katheter-gestützten Zuführgeräte zu der Fossa ovalis 407 gebracht werden, die normalerweise mit implantierbaren Schrittmachern, Elektroden, Vorhofseptumdefekt-(ASD) Verschlußgeräten usw. verbunden sind. Entsprechend ist der Sensor 50 mit typischen Zuführgeräten, wie zum Beispiel das von AGA Medical Corporation aus Golden Valley, Minnesota, hergestellte Amplatzer^® Zuführsystem, zuführbar.
Nach Plazierung des Kathetermantels wird der Sensor 50 aus dem Kathetermantel in der Fossa ovalis 407 stationiert, wie am besten in 11 dargestellt. Nach der Stationierung verwendet der Sensor 50 die Verankerungsbeine 64 zum Verankern des Sensors 50 an dem Septum 405 und zum Verschließen der Öffnung an der Fossa ovalis 407.
(2) Antegrade Methode
Bei den Patienten, die keine bereits bestehende Öffnung in der Fossa ovalis 407 haben, wird der Sensor 50 durch Mittel einer antegraden Methode in der Fossa ovalis 407 plaziert. Wieder wird eine transösophageale Ultraschall-Sonde in der Speiseröhre des Patienten, wie oben beschrieben, positioniert. Unter transösophagealer Ultraschall-Bildgebungsführung wird eine Öffnung in dem Septum 405 an der Fossa ovalis 407 erzeugt, um den Sensor 50 zu plazieren und unterzubringen. Somit wird die Öffnung mit einem handelsüblichen Nadelkatheter (nicht gezeigt), wie zum Beispiel die von St. Jude Medical, Inc. aus St. Paul, Minnesota, hergestellte transseptale Nadel aus der BRK^TM Reihe, erzeugt. Entsprechend wird unter transösophagealer Ultraschall-Führung der Nadelkatheter anfänglich in dem rechten Vorhof 415 plaziert und an der Fossa ovalis 407 positioniert. An diesem Punkt penetriert die Spitze der Nadel des Nadelkatheters die Fossa ovalis 407, und der Katheter wird durch die Fossa ovalis 407 in den linken Vorhof 410 über die von dem Nadelkatheter neu erzeugte Öffnung in der Fossa ovalis 407 eingeführt. Sobald die Öffnung in der Fossa ovalis 407 erzeugt ist, wird der Sensor 50 mit dem Zuführgerät, wie zum Beispiel das oben beschriebene Zuführgerät, eingeführt und in der Fossa ovalis-Öffnung, wie in 11 gezeigt, plaziert. Nach Stationierung der Verankerungsbeine 64 wird die Öffnung in der Fossa ovalis 407 um das Sensorgehäuse 52 verschlossen, und der Sensor 50 an dem Septum 405 auf sichere Art und Weise angebracht.
Es ist wichtig zu bemerken, daß transösophageale Ultraschall-Bildgebung sowohl für die Transkatheter- als auch die antegrade Methode, wie oben gemäß jedem Verfahrensschritt beschrieben, verwendet wird. Da beide offenbarte Verfahren mit der transösophagealen Ultraschall-Führung verwendet werden können, können andere Bildmodalitäten, wie zum Beispiel Fluoroskopie, vermieden werden. Als solches können die Verfahren in einer ambulanten Abteilung oder Arztpraxis als Krankenbett-Behandlungsmethode durchgeführt werden. Durch Beseitigen des Bedarfs nach einer Fluoroskopie beseitigt das Verfahren auch den Bedarf nach Durchführung der Behandlungsmethode in einem Katheterlabor, was der Behandlungsmethode nur zusätzliche Zeit und Kosten und dem Patienten zusätzliche Zeit und Unbequemlichkeit hinzufügt.
Nachdem der Sensor 50 in dem Septum 405 des Patienten implantiert worden ist, erhält der Patient eine Standardbehandlung, um übermäßige Gerinnung oder Endothelisation zu verhindern. Zum Beispiel ist es gang und gäbe, Aspirin und/oder einen Gerinnungshemmer, wie zum Beispiel Heparin, für einen Zeitraum von zum Beispiel sechs Monaten zu verschreiben.
Bei beiden oben beschriebenen Verfahren wird der Sensor 50 an dem Septum 405 angebracht, um eine Echtzeit-Drucküberwachung in dem linken Vorhof 410 bereitzustellen. Da der Sensor 50 ein drahtloser Transponder und ein Batterieempfänger mit kleiner Leistung ist, stört der Sensor 50 die natürliche Funktion des Herzens 400 nicht und ist wahrlich minimal invasiv.
Durch Verwenden des Signallese- und Ladegeräts 140 außen am Körper des Patienten sind kontinuierliche Druckablesungen für sowohl die durchschnittlichen als auch pulsierenden Druckwerte in dem linken Vorhof 410 erhältlich, die von dem Sensor 50 geliefert werden.
Bei dem telemetrischen System 30 hält das Signallese- und Ladegerät 140 ein aktives Lesevolumen um den Sensor 50 aufrecht, das überall von 5–25 cm reicht, und bevorzugt ein aktives Lesevolumen im Bereich von ungefähr 10–15 cm. Darüber hinaus ist es mit dem Sensor 50 und dem Signallese- und Ladegerät 140 möglich, mehrere Ablesungen pro Sekunde abzufragen. Vorzugsweise sind ungefähr 10–20 Ablesungen pro Sekunde mit der vorliegenden Erfindung möglich.
Andere Attribute, die mit der vorliegenden Erfindung verbunden sind, wenn als eine Drucküberwachung in einer Kammer des Herzens verwendet, umfassen das Überwachen eines Druckbereichs von plus/minus 30 mmHg; und eine Genauigkeit von plus/minus 1 mmHg (bei einer Integration von 5 msec.) sowie eine Wiederholbarkeit von plus/minus 1 mmHg (bei einer Integration von 5 msec.).
Obwohl bevorzugte Ausführungsformen in Bezug auf ein medizinisches System, Geräte, Komponenten und Verwendungsweisen oben beschrieben werden, versteht es sich von selbst, daß die Prinzipien der vorliegenden Erfindung ebenso bei anderen Objekttypen verwendet werden können. Die bevorzugten Ausführungsformen werden als Beispiel zitiert, und der vollständige Umfang der Erfindung ist nur durch die Ansprüche beschränkt.

Claims

Telemetrischer, medizinischer Sensor (50) zum Implantieren in den Körper eines Patienten für das Messen eines Parameters im Körper, mit: einem Gehäuse (52); einer Membran (56) an einem Ende des Gehäuses, wobei die Membran als Reaktion auf den Parameter deformierbar ist; und einem Mikrochip (90), der innerhalb des Gehäuses (52) angeordnet ist und funktionell mit der Membran (56) kommuniziert, um ein den Parameter anzeigendes, digitales Signal zu übertragen, dadurch gekennzeichnet, daß der Mikrochip (90) eine Anordnung von Fotozellen (95) umfaßt, und daß der Sensor eine LED (100) zum Senden von Licht an die Fotozellen (95) und eine Blende (62) umfaßt, welche mit der Membran (56) verbunden ist und als Reaktion auf ein Deformieren der Membran (56) zwischen den Fotozellen (95) und der LED (100) bewegbar ist.
Sensor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Fotozellen (95) in gestaffelten Reihen angeordnet sind.
Sensor nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung (92) eine Referenz-Fotozelle (97) umfaß.
Sensor nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Referenz-Fotozelle (97) nicht von der Blende (62) blockiert wird.
Sensor nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Mikrochip (90) mehrere Komparatoren (120) umfaßt, welche funktionell mit den Fotozellen (95) verbunden sind.
Sensor nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Mikrochip (90) einen funktionell mit dem Komparator (120) verbundenen Puffer (126) zum Speichern und zum Übertragen der digitalen Signale umfaßt.
Sensor nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor (50) eine Antenne (68) umfaßt, die funktionell mit dem Mikrochip (90) verbunden ist.
Sensor nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Antenne (68) außen an dem Gehäuse (52) angeordnet ist.
Sensor nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor (50) mehrere Verankerungsbeine (64) aufweist, welche am Gehäuse angebracht sind, um den Sensor im Gewebe zu verankern.
Sensor nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß auf einer äußeren Oberfläche des Gehäuses (52) eine Kerbe (58) gebildet ist.
Sensor nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Gehäuse (52) eine umlaufende Rille (60) an der Kerbe (58) aufweist.
Sensor nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß das Gehäuse ein konisches Ende (54) aufweist.
Sensor nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß das konische Ende (54) eine Stechspitze (55) aufweist.
Sensor nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß auf dem konischen Ende (54) ein Schraubengewinde gebildet ist.
Sensor nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Antenne (68) aus Draht ist.
Sensor nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß der Draht Silber und Platin-Iridium aufweist.
Sensor nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Antenne 20–25 Windungen aufweist.