DE10033943B4 - Schutzüberzug für einen Körpersensor - Google Patents
Schutzüberzug für einen Körpersensor Download PDFInfo
- Publication number
- DE10033943B4 DE10033943B4 DE10033943A DE10033943A DE10033943B4 DE 10033943 B4 DE10033943 B4 DE 10033943B4 DE 10033943 A DE10033943 A DE 10033943A DE 10033943 A DE10033943 A DE 10033943A DE 10033943 B4 DE10033943 B4 DE 10033943B4
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- sensor
- protective layer
- membrane
- sensors
- frequency
- 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
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 title description 3
- 239000012528 membrane Substances 0.000 claims description 87
- 239000011241 protective layer Substances 0.000 claims description 74
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 43
- -1 polyxylylene Polymers 0.000 claims description 25
- 239000010410 layer Substances 0.000 claims description 15
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 claims description 12
- 229920002379 silicone rubber Polymers 0.000 claims description 9
- 239000004945 silicone rubber Substances 0.000 claims description 9
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 claims description 8
- 239000010703 silicon Substances 0.000 claims description 8
- 239000002318 adhesion promoter Substances 0.000 claims description 5
- 229920000052 poly(p-xylylene) Polymers 0.000 claims description 5
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N Silicium dioxide Chemical compound O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 claims description 4
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 claims description 4
- 229910052581 Si3N4 Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 238000002513 implantation Methods 0.000 claims description 3
- HQVNEWCFYHHQES-UHFFFAOYSA-N silicon nitride Chemical compound N12[Si]34N5[Si]62N3[Si]51N64 HQVNEWCFYHHQES-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- QTRSWYWKHYAKEO-UHFFFAOYSA-N 1,1,2,2,3,3,4,4,5,5,6,6,7,7,8,8,9,9,10,10,10-henicosafluorodecyl-tris(1,1,2,2,2-pentafluoroethoxy)silane Chemical compound FC(F)(F)C(F)(F)O[Si](OC(F)(F)C(F)(F)F)(OC(F)(F)C(F)(F)F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)F QTRSWYWKHYAKEO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 239000000377 silicon dioxide Substances 0.000 claims description 2
- 235000012239 silicon dioxide Nutrition 0.000 claims description 2
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 claims 2
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract description 34
- 238000003780 insertion Methods 0.000 abstract description 13
- 230000037431 insertion Effects 0.000 abstract description 13
- 238000004873 anchoring Methods 0.000 abstract description 10
- 230000006378 damage Effects 0.000 abstract description 7
- 239000011253 protective coating Substances 0.000 abstract description 5
- 238000009958 sewing Methods 0.000 abstract 1
- 235000012431 wafers Nutrition 0.000 description 23
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 14
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 14
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 12
- 239000004809 Teflon Substances 0.000 description 11
- 229920006362 Teflon® Polymers 0.000 description 11
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 11
- 238000000151 deposition Methods 0.000 description 11
- 230000008021 deposition Effects 0.000 description 11
- 238000005530 etching Methods 0.000 description 10
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 description 9
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 9
- 239000000969 carrier Substances 0.000 description 9
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 9
- 230000008439 repair process Effects 0.000 description 8
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 8
- VRBFTYUMFJWSJY-UHFFFAOYSA-N 28804-46-8 Chemical compound ClC1CC(C=C2)=CC=C2C(Cl)CC2=CC=C1C=C2 VRBFTYUMFJWSJY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 7
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 230000004044 response Effects 0.000 description 6
- 238000005019 vapor deposition process Methods 0.000 description 6
- 238000013461 design Methods 0.000 description 5
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 5
- 238000003466 welding Methods 0.000 description 5
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 description 4
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 4
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 4
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 4
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 4
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N Acetic acid Chemical compound CC(O)=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 3
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 230000003628 erosive effect Effects 0.000 description 3
- 238000001704 evaporation Methods 0.000 description 3
- 230000008020 evaporation Effects 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 239000000178 monomer Substances 0.000 description 3
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 3
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 3
- 238000004528 spin coating Methods 0.000 description 3
- 238000007740 vapor deposition Methods 0.000 description 3
- KKJUPNGICOCCDW-UHFFFAOYSA-N 7-N,N-Dimethylamino-1,2,3,4,5-pentathiocyclooctane Chemical compound CN(C)C1CSSSSSC1 KKJUPNGICOCCDW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 description 2
- CZMRCDWAGMRECN-UGDNZRGBSA-N Sucrose Chemical compound O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](CO)O[C@@]1(CO)O[C@@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](CO)O1 CZMRCDWAGMRECN-UGDNZRGBSA-N 0.000 description 2
- 229930006000 Sucrose Natural products 0.000 description 2
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 2
- 238000004026 adhesive bonding Methods 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 description 2
- WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N beta-D-glucose Chemical compound OC[C@H]1O[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-VFUOTHLCSA-N 0.000 description 2
- 239000000560 biocompatible material Substances 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 210000004351 coronary vessel Anatomy 0.000 description 2
- 238000005137 deposition process Methods 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 2
- 239000000539 dimer Substances 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 2
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 2
- 239000008103 glucose Substances 0.000 description 2
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 2
- 238000009659 non-destructive testing Methods 0.000 description 2
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 2
- 238000000197 pyrolysis Methods 0.000 description 2
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 2
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 2
- 239000005720 sucrose Substances 0.000 description 2
- 239000003894 surgical glue Substances 0.000 description 2
- QNRATNLHPGXHMA-XZHTYLCXSA-N (r)-(6-ethoxyquinolin-4-yl)-[(2s,4s,5r)-5-ethyl-1-azabicyclo[2.2.2]octan-2-yl]methanol;hydrochloride Chemical compound Cl.C([C@H]([C@H](C1)CC)C2)CN1[C@@H]2[C@H](O)C1=CC=NC2=CC=C(OCC)C=C21 QNRATNLHPGXHMA-XZHTYLCXSA-N 0.000 description 1
- OOLUVSIJOMLOCB-UHFFFAOYSA-N 1633-22-3 Chemical group C1CC(C=C2)=CC=C2CCC2=CC=C1C=C2 OOLUVSIJOMLOCB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- RZVAJINKPMORJF-UHFFFAOYSA-N Acetaminophen Chemical compound CC(=O)NC1=CC=C(O)C=C1 RZVAJINKPMORJF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920002153 Hydroxypropyl cellulose Polymers 0.000 description 1
- 229910004298 SiO 2 Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000001680 brushing effect Effects 0.000 description 1
- 238000009833 condensation Methods 0.000 description 1
- 230000005494 condensation Effects 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 229910003460 diamond Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010432 diamond Substances 0.000 description 1
- 238000010790 dilution Methods 0.000 description 1
- 239000012895 dilution Substances 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 238000010981 drying operation Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 229920002313 fluoropolymer Polymers 0.000 description 1
- 239000004811 fluoropolymer Substances 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 239000001863 hydroxypropyl cellulose Substances 0.000 description 1
- 235000010977 hydroxypropyl cellulose Nutrition 0.000 description 1
- 239000001866 hydroxypropyl methyl cellulose Substances 0.000 description 1
- 235000010979 hydroxypropyl methyl cellulose Nutrition 0.000 description 1
- 229920003088 hydroxypropyl methyl cellulose Polymers 0.000 description 1
- UFVKGYZPFZQRLF-UHFFFAOYSA-N hydroxypropyl methyl cellulose Chemical compound OC1C(O)C(OC)OC(CO)C1OC1C(O)C(O)C(OC2C(C(O)C(OC3C(C(O)C(O)C(CO)O3)O)C(CO)O2)O)C(CO)O1 UFVKGYZPFZQRLF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000013152 interventional procedure Methods 0.000 description 1
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 230000005923 long-lasting effect Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- NRNFFDZCBYOZJY-UHFFFAOYSA-N p-quinodimethane Chemical group C=C1C=CC(=C)C=C1 NRNFFDZCBYOZJY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920002120 photoresistant polymer Polymers 0.000 description 1
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 description 1
- 239000006187 pill Substances 0.000 description 1
- 238000001020 plasma etching Methods 0.000 description 1
- 229920006254 polymer film Polymers 0.000 description 1
- 238000001556 precipitation Methods 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 230000009993 protective function Effects 0.000 description 1
- 239000005297 pyrex Substances 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- XUIMIQQOPSSXEZ-NJFSPNSNSA-N silicon-30 atom Chemical compound [30Si] XUIMIQQOPSSXEZ-NJFSPNSNSA-N 0.000 description 1
- 235000020374 simple syrup Nutrition 0.000 description 1
- 238000005476 soldering Methods 0.000 description 1
- 239000011343 solid material Substances 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000005507 spraying Methods 0.000 description 1
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 1
- 238000011477 surgical intervention Methods 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- BFKJFAAPBSQJPD-UHFFFAOYSA-N tetrafluoroethene Chemical group FC(F)=C(F)F BFKJFAAPBSQJPD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 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
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/12—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for ligaturing or otherwise compressing tubular parts of the body, e.g. blood vessels, umbilical cord
- A61B17/12022—Occluding by internal devices, e.g. balloons or releasable wires
- A61B17/12131—Occluding by internal devices, e.g. balloons or releasable wires characterised by the type of occluding device
- A61B17/12168—Occluding by internal devices, e.g. balloons or releasable wires characterised by the type of occluding device having a mesh structure
- A61B17/12172—Occluding by internal devices, e.g. balloons or releasable wires characterised by the type of occluding device having a mesh structure having a pre-set deployed three-dimensional shape
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/0215—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
- A61B5/6862—Stents
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
- A61B5/6876—Blood vessel
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6879—Means for maintaining contact with the body
- A61B5/6882—Anchoring means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/12—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for ligaturing or otherwise compressing tubular parts of the body, e.g. blood vessels, umbilical cord
- A61B17/12022—Occluding by internal devices, e.g. balloons or releasable wires
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
- A61F2002/91525—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other within the whole structure different bands showing different meander characteristics, e.g. frequency or amplitude
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
- A61F2002/91533—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other characterised by the phase between adjacent bands
- A61F2002/91541—Adjacent bands are arranged out of phase
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
- A61F2002/9155—Adjacent bands being connected to each other
- A61F2002/91558—Adjacent bands being connected to each other connected peak to peak
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2220/00—Fixations or connections for prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2220/0008—Fixation appliances for connecting prostheses to the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2220/00—Fixations or connections for prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2220/0025—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements
- A61F2220/005—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements using adhesives
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2220/00—Fixations or connections for prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2220/0025—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements
- A61F2220/0058—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements soldered or brazed or welded
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2230/00—Geometry of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2230/0002—Two-dimensional shapes, e.g. cross-sections
- A61F2230/0028—Shapes in the form of latin or greek characters
- A61F2230/0054—V-shaped
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2250/0001—Means for transferring electromagnetic energy to implants
- A61F2250/0002—Means for transferring electromagnetic energy to implants for data transfer
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Physiology (AREA)
- Reproductive Health (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring Fluid Pressure (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Fluid Adsorption Or Reactions (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
- Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
Abstract
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Befestigen eines Sensors in einem Körperlumen, in welchem ein Sensorträger an eine Befestigungsvorrichtung angeschlossen ist, welche in das Körperlumen eingefügt wird. Die Befestigungsvorrichtung wird dann innerhalb des Körperlumens befestigt, beispielsweise durch Expansion oder durch Annähen an das Körperlumen. Die Befestigungsvorrichtung kann ein Stent oder ein dedizierter Verankerungsring mit einem daran angeschlossenen Sensorträger sein. Die Befestigungsvorrichtung kann während einer Interventionsprozedur oder während einer speziellen Einfügungsprozedur eingefügt werden. Der Sensor kann über eine Distanz von außerhalb des Körperlumens her periodisch oder kontinuierlich abgefragt werden. Weiter kann der Sensor mit permanenten und/oder zeitweiligen schützenden Beschichtungen versehen werden, um ihn gegen Beschädigung zu schützen.
Description
- Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf eine Vorrichtung zum Befestigen eines Sensors in einem Körperlumen sowie zum Schützen des Sensors während der Einfügung in das Körperlumen.
- Sensoren zur Überwachung und/oder Aufzeichnung von verschiedenartigen physischen, chemischen und/oder physiologischen Parametern des Menschen sind im Stand der Technik bekannt. Das US-Patent Nr. 4,485,813 beschreibt einen Sensor, der permanent an einer spezifischen Stelle innerhalb des menschlichen Körpers in einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung, wie etwa einem Schrittmacher, implantiert werden kann. Dieser Sensor wird zum Überwachen bestimmter physischer und/oder physiologischer Parameter des Patienten benutzt, in welchen er implantiert worden ist. Der Sensor kann in dem Patienten während einer ausgedehnten Zeitperiode verbleiben, um kontinuierlich Informationen über den Patienten zu überwachen.
- Eine schwerwiegende Einschränkung bei dem im US-Patent Nr. 4,485,813 beschriebenen Sensor besteht in der begrenzten Anzahl möglicher Stellen, an denen er implantiert werden kann, und zwar wegen der Forderung, daß der Sensor in einer medizinischen Vorrichtung, wie etwa einem Schrittmacher, plaziert werden soll, und sie besteht unabhängig davon in der Schwierigkeit der Befestigung. Diese Einschränkung in bezug auf den Ort und die Befestigung des Sensors schränken die Nützlichkeit des Sensors für interluminale Anwendungen ein.
- Sensoren, die zum Überwachen von Parametern in Lumina verwendet werden, umfassen Sensoren, die aus sehr dünnen Membranen hergestellt sind, welche gegen mechanischen Druck hochempfindlich sind. Infolge dessen besteht ein großes Risiko dafür, daß der Sensor während der Einfügung, der Betriebsbereitmachung und/oder der Positionierung beschädigt wird. Beschädigung des Sensors könnte ein schlechtes Leistungsverhalten oder die Betriebsunfähigkeit des Sensors zur Folge haben. Sollte beispielsweise die Membran eines Sensors bei der Einfügung brechen, würde der Sensor betriebsunfähig gemacht. Aufgrund der mit den Prozeduren für die Einfügung des Sensors verbundenen Risiken würden sich große Kosten und Risiken im Falle ergeben, daß ein Sensor beim Einfügen beschädigt oder zerstört würde. Es besteht also Bedarf nach einer Vorrichtung und einem Verfahren zum Schützen der Sensoren während der Einfügung und Befestigung.
- Bei Sensoren dieser Art einschließlich jener, die aus Silizium gefertigt werden, ergibt sich eine weitere Besorgnis aufgrund der Erosion, der die druckempfindliche Membran ausgesetzt ist, wenn sie in einem Patienten implantiert und für eine langanhaltende Zeitperiode körperlichen Fluids und anderen, natürlicherweise im Patienten auftretenden Agenzien ausgesetzt ist. Im Gegensatz zu der vorherrschenden Ansicht ist entdeckt worden, daß ein aus Silizium gefertigter Sensor keinen befriedigenden Grad an Bioverträglichkeit gegenüber natürlich auftretenden Körperfluiden und Agenzien aufweist, die er antrifft, wenn er in einem Patienten implantiert ist. Nach einer gewissen Zeitdauer beginnen diese Fluide und Agenzien, den Sensor langsam aufzulösen, was die Exaktheit der Daten verschlechtert, die durch den Sensor geliefert werden; und sie lösen in der Tat nach einer Periode von einigen Monaten die dünne Membran und andere Bestandteile des Sensors vollständig auf. Was daher benötigt wird, ist ein biokompatibler Schutzüberzug für den Sensor, der natürlicherweise der korrodierenden Wirkung der auftretenden Fluide des menschlichen Körpers widersteht. Durch Minimieren der Erosion der Sensormembran würde eine solche Schutzschicht nicht nur die Nutzlebensdauer des Sensors verlängern, sondern der Überzug würde auch die Exaktheit der vom Sensor gelieferten Daten aufrechterhalten, während er im Patienten implantiert ist.
- Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrichtung zum Implantieren an einer anatomischen Stelle innerhalb eines menschlichen Körpers mit einem Ultraschallsensor, der eine mechanisch vibrierbare Membran enthält, bereitzustellen, welche dauerhaft der korrodierenden Wirdung von Fluiden des menschlichen Körpers widersteht, ohne die Messgenauigkeit zu beeinträchtigen.
- Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung zum Implantieren an einer anatomischen Stelle innerhalb eines menschlichen Körpers gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Die abhängigen Patentansprüche enthalten vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung.
- Durch die Benutzung einer solchen Vorrichtung können Sensoren mit Fernabfragebetrieb im Inneren von körperlichen Lumina befestigt werden. Solche Sensoren können benutzt werden, um Parameter wie beispielsweise physiologische Parameter, z.B. Strömungsdruck und -geschwindigkeit, und biochemische Parameter, z.B. Pegel von Gasen und biochemischen Substanzen, in dem in dem Lumen enthaltenen Fluid aufgenommen und/oder überwacht werden.
- Die Überwachung der Zustände in den Lumina erzwingen derzeit ein gewisses Ausmaß an Intervention und/oder Intrusion, und die Häufigkeit einer solchen Überwachung ist durch das relative Risiko der erforderlichen Intervention begrenzt. Die vorliegende Erfindung liefert daher eine Sensorvorrichtung, die entweder vorübergehend oder permanent in einem Lumen implantiert und von einer außerhalb gelegenen Position aus abgefragt werden kann, beispielsweise von der Oberfläche des Körpers her und zu jeder beliebigen Zeit ohne irgendeine physische Intrusion.
- Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Befestigung solcher Sensoren an spezifisch gewünschten Stellen und/oder bevorzugten Positionen im Lu men bereit. Eine solche Fixierung der Sensoren kann zeitlich bei jeder erforderlichen chirurgischen Intervention oder auch unabhängig durch Katheterisation erzielt werden. Weiter kann der Sensor an die Reparaturvorrichtung angeschlossen werden, beispielsweise die Nähte eines Bypasses, eine aneurismatische Reparaturvorrichtung, einen Stent, etc., oder er kann an seine eigene, dedizierte Befestigungsvorrichtung montiert werden.
- Ein Sensor kann innerhalb eines Lumens durch jede beliebige Anzahl von Mitteln und Maßnahmen fixiert werden, einschließlich des direkten Befestigens des Sensors an Ort und Stelle, beispielsweise durch Anbringen von Löchern im Sensor, z.B. um seine Peripherie herum, und Befestigen des Sensors an den Nähten eines Bypasses während der Operation, oder durch die Verwendung eines chirurgischen Klebers. Ein Sensor kann in einem Lumen auch unter Verwendung eines Trägers oder eines Halters (jeder beliebigen Form und Größe) positioniert werden, die Teil einer Reparaturvorrichtung sein kann oder an diese angeschlossen ist, z.B. ein Stent oder eine aneurismatische Korrekturvorrichtung, welche den Sensor angrenzend an oder nahe bei der Reparaturvorrichtung an Ort und Stelle hält. Darüber hinaus kann ein Sensor in einem Lumen unter Benutzung einer dedizierten Vorrichtung positioniert werden, z.B. mit einem Verankerungsring, der innerhalb eines Lumens aufgenommen und an seinem Platz fixiert wird, beispielsweise durch Expansion mit einem Katheterballon. Eine dedizierte Vorrichtung kann beispielsweise im Falle benutzt werden, wenn eine Fixierung erforderlich ist, aber an der gewünschten Stelle keine korrigierende Vorrichtung zum Einsatz gebracht wird. Der Verankerungsring muß nicht notwendigerweise kreisförmig ausgebildet sein, sondern kann statt dessen auch oval sein oder jede andere Form aufweisen, die für die Stelle, wo er plaziert wird, am besten geeignet ist. Außerdem kann der Verankerungsring einen getrennten Träger oder eine Stütze zum Halten des Sensors aufweisen. Der Träger oder die Stütze können jede beliebige Form oder Größe haben, wie beispielsweise eine kreisförmige, quadratische, rechteckige, rhombische, lineare mit oder ohne gebogenem oder gekrümmtem Ende, etc.; und er kann auch nur als Einfassung oder als ein festes Materialstück geformt sein. Wie weiter unten besprochen wird, kann der Ankerring durch einen Ballonkatheter expandierbar sein oder durch eine sonstige Methode, wie etwa die der Selbstexpansion.
- Mehrere Sensoren können an einem Träger oder an mehreren Trägern befestigt werden, beispielsweise können es zwei Sensoren sein, wobei jeweils einer an jeder Seite eines Stents angebracht ist; oder es können zwei Sensoren an beiden Anschlüssen eines Bypassabschnittes befestigt werden, z.B. der eine Sensor am Eingang einer aneurismatischen Hülse und der andere am Ausgang der Hülse, um so eine Überwachung hinsichtlich einer möglichen Leckage um die Hülse herum durchzuführen. Zusätzlich kann ein Sensor mehrere Reparaturvorrichtungen oder dedizierte Vorrichtungen aufweisen, die ihn im Inneren eines Lumens haltern, entweder mit oder ohne einen Träger, wie beispielsweise im Falle eines Sensors, der zwischen zwei Verankerungsringen abgestützt wird.
- Ein Sensor kann von einem Träger gehaltert werden oder an ihn angeschlossen sein, beispielsweise durch Vorsehen mindestens einer nutenartigen Ausnehmung oder kerbenartigen Ausnehmung im Sensor, in den mindestens ein Abschnitt des Trägers eingefügt sein kann; oder der Sensor kann so konfiguriert sein, daß mindestens ein einzelner Abschnitt des Sensors, beispielsweise mindestens eine einzelne lippenförmige Erweiterung oder mindestens ein einzelner Vorsprung über die Dimensionen des dadurch zu halternden Trägers vorragt. Zusätzlich kann der Sensor an dem Träger beispielsweise durch Schweißen und/oder Kleben oder jede beliebige Kombination dieser Maßnahmen befestigt werden.
- Nachdem der Sensor in einem Lumen befestigt worden ist, beispielsweise während einer Interventionsprozedur, wie beispielsweise eine aneurismatische Vorrichtungsimplantation, PTCA, eine koronare Bypassoperation, etc., kann er anschließend periodisch überwacht werden, um jeden Parameter einer Mannigfaltigkeit von Parametern aufzuspüren oder um die Wirksamkeit der Prozedur zu bewerten, die durchgeführt wurde. Beispielsweise kann der Sensor periodisch überwacht werden, um den Langzeitfortschritt oder die Langzeitverschlechterung der Korrekturwirkung und das Fortschreiten relevanter Symptome einer Krankheit zu bewerten.
- Mehrfachsensoren können implantiert und individuell oder gleichzeitig überwacht werden, um Gradienten entlang eines Lumens und quer über eine Reparaturvorrichtung oder einen Reparaturabschnitt abzuleiten. Solche Sensoren können an einer beliebigen Anzahl von Stellen innerhalb eines Lumens befestigt werden, beispielsweise: zu beiden Seiten einer durch PTCA behandelten Läsion, mit oder ohne Stent; zu beiden Seiten eines Bypassabschnittes und vor, nach und um eine aneurismatische Reparaturvorrichtung herum, etc.
- Die Befestigungsvorrichtung kann in der Weise aufgebaut werden, daß zuerst eine flache Version des gewünschten Musters für die Befestigungsvorrichtung geschaffen wird, beispielsweise aus einem Stück dünnen, rostfreien Stahlblechmetalls oder einem bestimmten anderen Material, z.B. irgendein metallisches, nichtmetallisches oder bioabsorbierbares Material. Das flache Muster kann durch jede geeignete Technik hergestellt werden, wie etwa das Einätzen des Musters in die Metallplatte; durch Ausschneiden mit einem sehr feinen Laser; oder durch jede andere Technik.
- Wenn das Material ausgeschnitten worden ist, wird es so verformt, daß seine Ränder dazu gebracht werden, aufeinanderzutreffen. Um eine Fixierungsvorrichtung aus einem flachen, metallischen Muster zu erzeugen, wird das flächige Metall solange gewalzt, bis die Ränder aufeinandertreffen. Der Abschnitt, der den Sensor hält, kann entlang des Umfanges der Befestigungsvorrichtung plaziert werden; er kann sich senkrecht zum Querschnitt des gebildeten Ringes erstrecken; oder er kann sich in anderer Weise von dem durch die Befestigungsvorrichtung geformten Ring aus erstrecken. Die Stellen, an denen die Ränder aufeinandertreffen, werden miteinander verbunden, beispielsweise durch Punktschweißung. Danach wird die Befestigungsvorrichtung entweder mechanisch oder elektrochemisch poliert. Wie in den Figuren dargestellt, kann die Befestigungsvorrichtung auch, beispielsweise, durch Ätzen von Rohrmaterial, Herstellen aus Drähten (beispielsweise als Zylinder), etc. gebildet werden.
- Die vorliegende Erfindung richtet sich auch auf einen Sensor, der eine Schutzschicht aufweist, die auf einer Oberfläche desselben angebracht ist. Die Schutzschicht verhindert eine Degradation, beispielsweise der Sensormembran, durch Agenzien, die in den Körperfluiden vorhanden sind (beispielsweise Blut) und/oder im lebenden Gewebe des Körpers. Eine solche Degradation kann den Betrieb des Sensors nachteilig beeinflussen oder ihn unwirksam machen. Gemäß der vorliegenden Erfindung enthält die Schutzschicht ein inertes, biokompatibles Material, das auf den Sensor aufgebracht ist, wobei die Schicht vorzugsweise dünn, gleichförmig und flexibel genug ist, um nicht die Empfindlichkeit des Sensors zu beeinträchtigen. Beispiele für geeignete Materialien umfassen Silicongummi, Teflon oder ein Polyxylylenpolymermaterial, wie, beispielsweise, Parylene C. Im Falle von Silicongummi und Teflon, die als Schutzschicht dienen, kann die Schutzschicht auf dem Sensor durch ein Aufschleuderverfahren aufgebracht werden. Falls Polyxylylenpolymermaterial als Schutzschicht dient, kann die Schutzschicht durch einen Dampfniederschlagungsprozeß aufgebracht werden.
- Die vorliegende Erfindung sieht auch eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Verschaffung eines zusätzlichen oder alternativen temporären Schutzes von Sensoren während des Einfügens vor. Um Sensoren während der Einfügung zu schützen und das Risiko einer Beschädigung oder Zerstörung von Sensoren während einer Einfügungs- oder Positionierungsprozedur zu beseitigen, können die Sensoren mit einer zusätzlichen oder alternativen temporären Schutzschicht (beispielsweise einer biokompatiblen) überzogen werden, die in wäßriger Lösung löslich ist und unmittelbar nach Herstellung der Betriebsbereitschaft des Sensors im Körper verschwindet. Das Material, das für die Dichte und die Härte des Überzugs verwendet wird, kann variieren, beispielsweise in Abhängigkeit vom Unterbringungsort des Sensors, vom Typ des Sensors, von dem beabsichtigten Schutzniveau und von der gewünschten Auflösungsrate.
- Das Wesen der vorliegenden Erfindung, ihr Gehalt und ihre Wirkungsweise, wird anhand der nachfolgenden, detaillierten Beschreibung in Verbindung mit den Zeichnungen weiter verdeutlicht.
-
1A ist die Zeichnung einer ersten Befestigungsvorrichtung für einen Sensor gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
1B ist die Veranschaulichung eines Verfahrens zum Befestigen des Sensors der1A in einem Lumen, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
2A und2B zeigen Darstellungen einer zweiten Befestigungsvorrichtung für einen Sensor, jeweils vor der Expansion und nach der Expansion, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
3A und3B zeigen Darstellungen einer dritten Befestigungsvorrichtung für einen Sensor, jeweils vor der Expansion und nach der Expansion, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
4 veranschaulicht ein zweites Verfahren zum Befestigen eines Sensors in einem Lumen unter Benutzung der in den3A und3B dargestellten dritten Befestigungsvorrichtung, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
5 zeigt die Darstellung einer Maske zum Ätzen einer flachen Gestaltung der Befestigungsvorrichtung der3A und3B , gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
6 zeigt die Darstellung einer Maske zum Ätzen einer flachen Gestaltung der Befestigungsvorrichtung der2A und2B , gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
7 zeigt eine vierte Befestigungsvorrichtung für einen Sensor vor der Expansion, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
8 zeigt eine Darstellung der Befestigungsvorrichtung der7 in flacher Form, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; -
9A und9B zeigen eine vergrößerte Seitenansicht eines Querschnittes des Sensorhalters der3A , aufgenommen entlang der Linie zwischen den Punkten a' und a' gemäß den beiden unterschiedlichen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung; -
10A zeigt eine partielle Seitenansicht eines Sensors, der mit einer Schutzschicht gemäß der vorliegenden Erfindung versehen ist; -
10B zeigt eine partielle Seitenansicht eines Sensors, der mit einer Schutzschicht und einer Oberflächenadhäsions-Promotorschicht versehen ist; -
10C veranschaulicht ein Flußdiagramm, das ein Verfahren darstellt, welches eine Schutzschicht an Wafer enthaltenden individuellen Sensoren aufbringt; -
11 veranschaulicht ein Ultraschall-Passivsensorsystem, das einen passiven Sensor enthält, auf den die Schutzschicht der vorliegenden Erfindung aufgebracht werden kann; -
12A ist eine schematische Darstellung eines passiven Sensors, der im System der11 von Nutzen ist; -
12B ist eine schematische Darstellung des Sensors der12A bei Vorhandensein von Druck; -
12C ist eine schematische Darstellung eines passiven Sensors, der auf Temperatur anspricht; -
13A ist eine Seitenansicht eines alternativen passiven Sensors, der zwei gekoppelte Vibrationsbalken und einen Bezugsbalken aufweist; -
13B ist eine Draufsicht des Sensors der13A ; -
14A ist die schematische Darstellung eines alternativen passiven Sensors mit zwei Membranen; -
14B ist die schematische Darstellung eines passiven Sensors, der auf chemische Zusammensetzungen anspricht; -
15 ist die schematische Darstellung eines passiven Sensors, der mit einer Schutzschicht versehen ist, die aus einem Polyxylylenpolymermaterial gebildet ist; und -
16 ist die schematische Darstellung einer Dampfniederschlagungsanordnung zum Aufgingen der in15 dargestellten Schutzschicht auf den passiven Sensor. - Nachfolgend wird nunmehr Bezug genommen auf die
1A und1B , die jeweils entsprechend eine erste Befestigungsvorrichtung für einen Sensor und ein erstes Verfahren zum Befestigen eines Sensors in einem Lumen veranschaulichen, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. - In
1A ist ein Sensor1 dargestellt, der zwei Löcher3 in seiner Peripherie zum Befestigen an Nähten in einem Lumen aufweist. In1B ist eine Koronararterie5 dargestellt, die bei der Aorta7 beginnt und eine Okklusion9 aufweist. Ein Bypass11 ist zwischen die Aorta am Punkt13 und an einem Punkt15 jenseits der Okklusion9 angeschlossen. Der Sensor1 wird entweder proximal zur Mündung17 plaziert oder am proximalen Teil des Bypasses19 . Alternativ kann der Sensor1 an der distalen Mündung21 , am distalen Teil vor der distalen Mündung23 oder am distalen Teil nach der distalen Mündung25 plaziert werden. Jede beliebige Anzahl von Sensoren kann verwendet werden, und sie können in irgendeiner Kombination der vorgenannten Positionen oder an irgendeiner anderen gewünschten Position angebracht werden. Der Sensor1 wird unter Benutzung der beiden Löcher3 zur Befestigung an den Nähten fixiert. Alternativ kann der Sensor1 an Ort und Stelle unter Verwendung chirurgischer Kleber oder chirurgischer Heftklammern befestigt werden. - Nunmehr Bezug nehmend auf die
2A und2B ist darin eine zweite Befestigungsvorrichtung für einen Sensor jeweils vor und nach der Expansion dargestellt, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. - In
2A ist ein Stent30 in einem nichtexpandierten Zustand dargestellt, mit einem ersten Sensorträger32 und einem zweiten Sensorträger34 . Alternativ kann der Stent30 auch nur einen einzigen Träger oder mehr als zwei Sensorträger aufweisen. Beispielsweise kann ein dritter Sensorträger gegenüber dem ersten Sensorträger32 plaziert sein. In2B ist der Stent30 der2A in seinem expandierten Zustand dargestellt. Die Expansion kann, beispielsweise, durch Ballonka theterisierung oder durch eine andere Prozedur durchgeführt werden, wie etwa, beispielsweise, durch Selbstexpansion. Um einen Sensor im Inneren eines Lumens zu befestigen, wird der Stent30 so positioniert, wie es normalerweise im Laufe irgendeiner medizinischen Prozedur der Fall wäre, bei der ein Stent verwendet wird. Vor der Expansion, und entweder vor oder nach der Einfügung des Stents30 in das Lumen, wird ein Sensor in, auf oder an dem ersten Sensorträger32 und/oder dem zweiten Sensorträger34 plaziert. Der Stent30 wird dann expandiert oder in das Lumen eingefügt und dann expandiert. Die gleiche Prozedur kann angewandt werden, um irgendeine Anzahl von Sensoren innerhalb eines Lumens zu befestigen, mit dem zusätzlichen Schritt des Plazierens jedes Sensors entweder in oder auf dem Sensorträger oder durch Befestigen jedes Sensors an seinem entsprechenden Sensorträger. - Bezug nehmend auf die
3A und3B ist darin eine dritte Befestigungsvorrichtung für einen Sensor gemäß einer bevorzugten Ausführungsforin der vorliegenden Erfindung dargestellt, jeweils vor der Expansion und nach der Expansion. - In
3A ist eine Befestigungsvorrichtung40 in Form eines Verankerungsringes42 in einem nichtexpandierten Zustand und mit einem Sensorträger44 verbunden dargestellt. Die Befestigungsvorrichtung40 kann aus jedem beliebigen verformbaren Material gebildet werden, das nicht automatisch in seine ursprüngliche Form zurückkehrt, nachdem es expandiert worden ist. Der Verankerungsring42 ist aus einer Vielzahl von elliptischen Abschnitten46 gebildet, die miteinander in der Mitte jedes ihrer langen Abschnitte48 verbunden sind, um einen Ring zu bilden. Der Sensorträger44 ist mit einem der elliptischen Abschnitte46 bei einem kurzen Abschnitt49 und senkrecht zu einem Querschnitt des Verankerungsringes42 , unter Bildung einer kreisförmigen Ebene, verbunden. Der Sensorträger44 ist in Form einer Raute ausgebildet, kann aber auch jede gewünschte Form haben. Zusätzlich können viele Sensorträger mit dem Verankerungsring42 verbunden werden. Alternativ kann der Verankerungsring42 aus einem einzelnen sinusförmigen Ring hergestellt sein, versehen mit einem oder mehreren Sensorträgern, die an den Scheitelstellen befestigt sind, weil dies als keinerlei Abstützfunktion für das Lumen dient. -
3B zeigt die Befestigungsvorrichtung40 der3A in einem expandierten Zustand. Um einen Sensor in einem Lumen zu befestigen, wird die Befestigungsvorrichtung40 in der Form eines Verankerungsringes42 innerhalb des Lumens positioniert, beispielsweise während einer Interventionsprozedur, und wird expandiert, beispielsweise durch Ballonkatheterisierung oder eine andere Prozedur. Vor der Expansion und entweder vor oder nach der Einfügung der Befestigungsvorrichtung60 in das Lumen wird der Sensor in, auf oder am Sensorträger44 befestigt. Die Befestigungsvorrichtung40 wird dann entweder expandiert, oder in das Lumen eingefügt und dann expandiert. Die gleiche Prozedur kann angewandt werden, um mehrere Sensoren in einem Lumen zu befestigen, und zwar mit dem zusätzlichen Schritt des Plazieren jedes Sensors entweder in oder an einem entsprechenden Sensorträger oder durch Anheften jedes Sensors daran. - Nunmehr wird auf
4 Bezug genommen, die ein zweites Verfahren zum Befestigen eines Sensors in einem Lumen unter Verwendung der dritten Befestigungsvorrichtung, dargestellt in den3A und3B , veranschaulicht, und zwar gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Wie in1B dargestellt, ist eine Koronararterie5 , beginnend bei der Aorta7 und betroffen von einer Okklusion9 , mit einem Bypass11 ausgestattet, der zwischen der Aorta am Punkte13 und einem Punkt15 jenseits der Okklusion9 angeschlossen ist. Ein Sensor50 , der von dem Sensorträger44 , welcher mit dem Verankerungsring42 der3A und3B verbunden ist, getragen wird, ist entweder am proximalen Teil des Bypasses19 , an der distalen Mündung21 , am distalen Teil vor der distalen Mündung23 oder am distalen Teil nach der distalen Mündung25 plaziert. Jede beliebige Anzahl von Sensoren kann verwendet werden und sie können in jeder Kombination der obigen Positionen oder an jeder anderen gewünschten Position plaziert werden, in der ein Verankerungsring verwendet werden kann. Der Sensor50 wird an Ort und Stelle durch Expansion unter Anwendung der Ballonkatheterisation befestigt. - Bezug nehmend auf
5 ist darin die Darstellung einer Maske zum Ätzen eines flachen Gestaltungsmusters der Befestigungsvorrichtung der3A und3B veranschaulicht, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Eine Maske52 wird zum Ätzen eines flachen Musters einer Befestigungsvorrichtung erzeugt. Das flache Muster wird dann auf ein Stück dünnen Blechmetalls oder einem anderen verformbaren Material geätzt. Das flache Muster wird anschließend aus dem Blechmetall unter Benutzung, beispielsweise, eines feinen Laserstrahls, ausgeschnitten. Das ausgeschnittene flache Muster wird dann poliert und in eine kreisförmige (oder eine andere) Form gebogen. Die Punkte54 und56 zeigen die Plätze, wo das flache Muster angeschlossen wird, beispielsweise durch Schweißen, nachdem es gebogen worden ist. Die Schweißung erzeugt einen Verankerungsring. Der Sensorträger58 wird annähernd in der Mitte der Maske52 positioniert, kann aber alternativ auch an jeder anderen Stelle plaziert werden. Zusätzlich kann es mehrere Sensorträger geben, die beispielsweise an beiden Seiten des Befestigungsvorrichtungsmusters plaziert werden. - Bezug nehmend auf
6 ist darin die Darstellung einer Maske zum Ätzen eines flachen Gestaltungsmusters der Befestigungsvorrichtung der2A und2B gezeigt, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Eine Maske60 wird zum Ätzen eines flachen Musters eines Stents erzeugt. Das flache Muster wird dann auf ein Stück dünnes Blechmetall oder ein anderes verformbares Material geätzt. Als nächstes wird das flache Muster aus dem Blechmetall unter Benutzung, beispielsweise, eines feinen Laserstrahls, ausgeschnitten. Das ausgeschnittene Muster wird dann poliert und in eine kreisförmige (oder eine andere) Form gebogen und, beispielsweise, durch Verschweißen angeschlossen, nachdem es gebogen worden ist. Der Sensorträger62 wird ungefähr im Mittelpunkt der Maske60 positioniert, kann aber alternativ auch an jeder anderen Stelle plaziert werden. Zusätzlich kann es mehrere Sensorträger geben, die beispielsweise an beiden Seiten des Stentmusters angebracht sind. - Bezug nehmend auf
7 ist darin eine vierte Befestigungsvorrichtung für einen Sensor vor der Expansion dargestellt, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Eine Befestigungsvorrichtung70 in Form eines doppelten Verankerungsringes, umfaßt einen ersten Ring72 und einen zweiten Ring74 im nichtexpandierten Zustand, wobei ein Sensorträger76 zwischen den beiden Ringen72 ,74 positioniert ist. Die Befestigungsvorrichtung70 kann aus jedem verformbaren Material gebildet sein, das nicht automatisch in seine ursprüngliche Form zurückkehrt, nachdem es expandiert worden ist. Die Befestigungsvorrichtung70 ist aus einer Vielzahl von Abschnitten78 aufgebaut, die miteinander verbunden sind, um zwei Verankerungsringe72 ,74 zu bilden. Ein Sensorträger76 ist an die Abschnitte78 jedes Verankerungsringes72 ,74 senkrecht zum Querschnitt jedes der Ringe72 ,74 angeschlossen, unter Bildung einer kreisförmigen Ebene, und sie ist zwischen den beiden Ringen72 ,74 positioniert. Der Sensorträger ist in Form einer Raute ausgebildet, kann aber jede beliebige gewünschte Form haben. Zusätzlich kann es mehrere Sensorträger geben, die an der Befestigungsvorrichtung70 angebracht sind. Alternativ kann die Befestigungsvorrichtung70 aus zwei einzelnen sinusförmigen Ringen hergestellt sein, versehen mit mindestens einem Sensorträger, der an den Scheitelstellen befestigt ist, da sie keinerlei Abstützfunktion für das Lumen hat. Die Befestigungsvorrichtung70 kann alternativ aus zwei Stents hergestellt sein, nämlich einem an jeder Seite des Sensorträgers, oder sie kann mehrere Sensorträger aufweisen, die daran befestigt sind. - Bezug nehmend auf
8 zeigt diese die Darstellung der Befestigungsvorrichtung der7 in flacher Form, gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Eine Maske80 wird zum Ätzen eines flachen Gestaltungsmusters einer Befestigungsvorrichtung erzeugt. Das flache Muster wird dann auf ein Stück dünnen Blechmetalls oder einem anderen verformbaren Material geätzt. Das flache Muster wird anschließend aus dem Blechmetall unter Benut zung beispielsweise eines feinen Laserstrahls ausgeschnitten. Das ausgeschnittene flache Muster wird sodann poliert und in eine kreisförmige (oder eine andere) Form gebogen. Die Punkte82 und83 und die Punkte84 und85 zeigen die jeweiligen Stellen, an denen das flache Muster angeschlossen wird, beispielsweise durch Schweißen, nachdem es gebogen worden ist. Die Schweißung erzeugt zwei Verankerungsringe. Der Sensorträger87 ist annähernd im Mittelpunkt der Maske80 positioniert, kann aber alternativ auch an jeder beliebigen anderen Stelle plaziert werden. Zusätzlich kann es mehrere Sensorträger geben, die beispielsweise an beiden Seiten des Befestigungsvorrichtungsmusters plaziert werden. - Bezug nehmend auf die
9A und9B ist eine vergrößerte Seitenansicht eines Querschnittes des Sensorträgers der3A dargestellt, aufgenommen entlang einer Linie, die zwischen Punkten a' und a' verläuft. Wie in9A dargestellt, ist eine Nut90 in zwei Abschnitten der Peripherie des Sensors92 gebildet, beispielsweise durch Einschneiden mit einer Drahtsäge, durch Ätzen, durch Laserstrahlschneiden, etc.; und der Sensor92 wird dann in den Sensorträger44 so eingefügt, daß zwei Abschnitte des Sensorträgers44 in der Nut90 positioniert werden, die Halt für den Sensor92 bieten. Alternativ können statt der Nuten zwei Kerben in der Peripherie des Sensors92 gebildet werden, in welchen die beiden Abschnitte des Sensorträgers44 plaziert werden können. - Wie in
9B dargestellt, ist der Sensor94 mit einer Lippe96 um seinen oberen Rand98 herum ausgebildet. Der Sensor94 kann statt dessen auch mit einem einzelnen Vorsprung oder mit mehreren von ihnen entlang des oberen Randes98 ausgebildet werden. Alternativ kann die Lippe oder der mindestens eine Vorsprung auf der Unterseite oder an jeder anderen Stelle auf dem Sensor plaziert werden. Der Sensor94 ist an den Sensorträger44 durch, beispielsweise, Leimen, Schweißen, Löten, etc. der Lippe96 oder des mindestens einen Vorsprungs an eine Kante oder einen Abschnitt99 des Sensorträgers angeschlossen. Alternativ kann der Sensor94 am Sensorträger44 plaziert sein und durch die Lippe96 oder den mindestens einen Vorsprung gehaltert werden. - Ein Sensor
1 , der an einer besonderen anatomischen Stelle im Inneren eines Körpers plaziert worden ist, ist kontinuierlich den Körperfluiden ausgesetzt, beispielsweise dem Blut und/oder lebendem Gewebe. Solche Körperfluide und lebende Gewebe können gewisse Agenzien enthalten, die die Membran des Sensors1 abbauen, wodurch der Sensor1 teilweise oder vollständig betriebsunwirksam wird.10A veranschaulicht einen Sensor1 , der diese Degradation vermeidet. Insbesondere ist der Sensor1 (der eine Membran120 enthält) mit einer Schutzschicht10 versehen, welche die in den Körperfluiden und/oder dem Gewebe enthaltenen Agenzien am Abbau der Sensormembran120 hindert, die eine Dicke von 300 nm–500 nm haben kann. Die Sensormembran120 kann auf verschiedene äußere Umwelteinflüsse ansprechen, die Änderungen ihrer mechanischen Parameter hervorrufen, wobei solche Umwelteinflüsse Größen wie den Druck, die Strömung, die Gewebedicke oder die Temperatur umfassen. Unter der Membran120 kann der Sensor ein festes Material aufweisen, wie etwa PYREX-Glas, oder er kann einen Hohlraum für ein Medium enthalten. Wenngleich die10A und10B einen Sensor zeigen, der mit einer Sensormembran120 auf jeder Seite desselben versehen ist, ist die vorliegende Erfindung aber auch bei Sensoren anwendbar, die eine Sensormembran120 nur auf einer einzigen Seite desselben aufweisen, wobei dann die Schutzschicht10 nur auf der mit der Membran120 versehenen Seite aufgebracht sein würde. Die Schutzschicht10 ist aus einem inerten, biokompatiblen Material gebildet, die stabil bleibt, während sie in Berührung mit Körperfluiden und Gewebe während der gesamten erwarteten Betriebslebensdauer des Sensors1 steht. Weiter ist das Material, aus welchem die Schutzschicht10 gebildet ist, fähig, auf der Membran des Sensors1 in Form einer dünnen Schicht aufgebracht zu werden, die gleichförmig und flexibel genug ist, um Störungen des normalen Betriebs des Sensors1 zu vermeiden. Geeignete Materialien, die als Schutzschicht10 dienen können, umfassen, wenn auch nicht ausschließlich, Silicongummi (wovon MED-1511 ein kommerziell erhältliches Beispiel ist, hergestellt von NuSil Technology), ein Fluoropolymer, wie etwa Polytetrafluoroethylen (wovon ein kommerziell erhältliches Beispiel TEFLON AF- 1601 ist, hergestellt von E.I. DuPont De Nemours & Co.), und ein Polyxylylenpolymer (wovon Parylene C ein Beispiel ist). -
10C veranschaulicht ein Flußdiagramm, das ein als Beispiel gedachtes Verfahren zum Überziehen des Sensors1 mit einer Schutzschicht10 darstellt, die aus Silicongummi oder Teflon besteht. In diesem Falle kann die Schutzschicht eine Dicke von etwa 500 nm haben. Die Verwendung von Parylene C als Schutzschicht10 wird in Verbindung mit einer weiteren Ausführungsform besprochen, die unten beschrieben wird. Das Verfahren gemäß10C kann bei Wafern angewandt werden, die später in Würfel geschnitten werden, um die individuellen Sensoren1 zu liefern. Die Schutzschicht10 kann auf die Sensoren1 auch nach dem Schneiden in Würfel angebracht werden. Zurückkommend auf10C kann das Wafer mit Oberflächen-Adhäsionspromotoren wie 1H, 1H, 2H, 2H, Perfluorodecyltriethoxysilan vorbeschichtet werden, um sicherzustellen, daß die Schutzschicht10 sicher auf dem Wafer haftet. Ein mit einer Schutzschicht10 und einer Oberflächen-Adhäsionspromotorschicht20 versehener Sensor ist in10B dargestellt. Gemäß10C wird das Material, das als eine Schutzschicht10 dienen soll, die gemäß den in10C dargestellten Schritten aufgebracht worden ist, und das entweder dem Silicongummi oder dem Teflon entsprechen kann, anfänglich auf einen gewünschten Grad gemäß irgendeiner geeigneten Verdünnungsoperation verdünnt, die ein geeignetes Lösungsmittel involviert (Schritt 200). Das Material für die Schutzschicht10 wird dann auf den Wafer gemäß irgendeiner geeigneten Aufschleuder-Beschichtungsoperation aufgebracht, während der der Wafer horizontal mit einer Geschwindigkeit von bis zu 5.000 Umdrehungen pro Minute (RPM) in Drehung versetzt wird. Während dieser Aufschleuder-Beschichtungsoperation rotiert der Wafer mit der gewünschten Geschwindigkeit (Schritt 210) und eine Lösung, die das Material für die Schutzschicht10 enthält, wird auf eine Membranseite des mit hoher Geschwindigkeit rotierenden Wafers (Schritt 220) aufgetropft. Die Umdrehungsgeschwindigkeit des Wafers und die Viskosität der Lösung bestimmen die Dicke der entstehenden Schutzschicht10 . Die auf der Sensormembran120 niedergeschlagene Schutzschicht10 kann eine Dicke von bis zu 450 nm aufweisen, ohne die Vibrationscharakteristika, und somit die Genauigkeit des Sensors1 signifikant zu beeinträchtigen, obwohl auch eine Schicht10 mit einer Dicke von unter 450 nm auf den Sensor1 aufgebracht werden kann, ohne daß das durch die Schicht10 herbeigeführte Schutzniveau verringert wird. Beispielsweise würde ein Sensor1 , der mit einer Schicht10 mit einer Dicke unter 250 nm versehen ist, Schutz gegen die korrosiven Eigenschaften von Körperagenzien und -fluiden bewirken, denen der Sensor1 ausgesetzt wäre. Nachdem der Wafer mit dem Material der Schutzschicht10 überzogen worden ist, wird der Wafer einer Trockenoperation unterzogen (Schritt 230). Der Prozeß der Aufbringung der Schicht10 kann an jeder Seite des Wafers durchgeführt werden, die eine Schicht10 darauf tragen muß. Falls das Material für die Schutzschicht10 Silicongummi ist, wird der überzogene Wafer luftgetrocknet, wodurch alle Lösungsmittelreste beseitigt werden und Essigsäure emittiert wird; falls Teflon das Material für die Schutzschicht10 ist, wird der überzogene Wafer einem thermischen Zyklus unterzogen, der den Wafer härtet und einen Tieftemperaturzyklus einschließt, bei dem irgendwelche Lösungsreste beseitigt werden, worauf dann ein Behandlungszyklus höherer Temperatur folgt. - Nachdem der Wafer getrocknet worden ist, wird er in Würfel geschnitten, um die individuellen Sensoren
1 zu erhalten. Falls die Schutzschicht10 Teflon enthält, kann das Teflon zuerst aus der Bahn der Würfelschnittsäge entfernt werden, so daß die Teflonschutzschicht10 während der Würfelschnittoperation nicht beschädigt wird. Das Teflon kann aus der Bahn der Würfelschnittsäge durch jedes geeignete Verfahren beseitigt werden. Beispielsweise kann das Teflon aus der Würfelschnittbahn durch eine Plasmaätzoperation entfernt werden, die durch eine Photoresistmaske durchgeführt wird, welche nur das Würfelschnittbahnmuster exponiert. Weiter kann der oben beschriebene Prozeß an beiden Seiten des Wafers angewandt werden, um Sensoren1 zu erzeugen, welche die Schutzschicht10 auf mehr als einer Seite desselben aufweisen. - Die
11 –14 veranschaulichen Beispiele von Sensoren, die als Sensor1 dienen können, und an denen die oben angesprochene Schutzschicht (und die unten zu besprechende Schutzschicht) angebracht werden können. Diese als Beispiel dienenden Darstellungen der Arten von Sensoren, die als Sensor1 dienen können, sind im US-Patent Nr. 5,619,997 beschrieben. Bezug genommen werden soll auf11 , die ein Ultraschall-Sensorsystem veranschaulicht. Das System umfaßt einen passiven Sensor1 und ein externes Ultraschallaktivierungs- und Erkennungssystem14 . Der Sensor1 ist in ein für Ultraschall kompatibles Medium12 , wie etwa der menschliche Körper, implantierbar oder auf einer Innenwand einer Umschließung montierbar. - Der Sensor
1 ist irgendein geeigneter Sensor, von dem hier weiter unten Beispiele unter Bezugnahme auf die12 -14 beschrieben werden, wobei der Sensor in Gegenwart einer Ultraschallwelle mechanisch vibriert, hauptsächlich so wie eine Stimmgabel in Gegenwart einer Schallwelle vibriert. Daher ist der Sensor1 in11 schematisch als Stimmgabel dargestellt. Die Vibrationsfrequenz des Sensors1 liegt im Bereich seiner gewöhnlichen Vibrationsfrequenz, die eine Funktion zumindest der gerade erfaßten physischen Variablen ist. - Das Aktivierungs- und Erkennungssystem
14 enthält typischerweise einen Ultraschallgenerator20 , mindestens einen Ultraschallwandler22 , einen Frequenzdetektor24 und einen Datenprozessor25 . Der Ultraschallgenerator20 und der Meßwandler22 bilden die aktivierenden Elemente, während der Meßwandler22 , der Frequenzdetektor24 und der Datenprozessor25 die detektierenden Elemente bilden. - Der Generator
20 , wie etwa die zerstörungsfrei testende Einheit, Modell IIB USDF, hergestellt von Balteu Sonatest/Schlumberger von Milton Keynes, England, erzeugen eine Ultraschallwelle, die durch den Ultraschallwandler22 über das Medium12 an den Sensor1 übertragen werden soll. Typischerweise wird ein Ultraschallgel26 , das auf einem äußeren Rande28 des Mediums12 plaziert ist, verwendet, um den Wandler22 an das Medium12 zu koppeln. Typischerweise besteht die übertragene Ultraschallwelle aus einer einzelnen Frequenz oder aus einem Bereich von Frequenzen. Typischerweise kann jede geeignete Chirp-Übertragungsoperation in Bezug auf das oben beschriebene Ultraschallwellen-Erzeugungssystem angewandt werden, bei dem Mehrfach-Ultraschalltonbursts, etwa 20 Mikrosekunden voneinander beabstandet und jeweils einer unterschiedlichen Frequenz entsprechend, nacheinander an den Sensor1 übertragen werden. Diese Operation entspricht somit einer Frequenzabtastoperation, bei der der Sensor1 einer Vielzahl von zeitlich getrennten und einer unterschiedlichen Frequenz entsprechenden Ultraschalltonbursts ausgesetzt wird. Als Alternative zu dieser Chirpoperation kann das oben beschriebene Ultraschallwellen-Erzeugungssystem statt dessen gemäß jedem geeigneten Übertragungsschema zum Übertragen eines Einzelimpulses konfiguriert werden, welcher ein Ultraschallsignal verkörpert, das eine Vielzahl von Frequenzen enthält, die auf den Sensor1 auftreffen. Die Frequenzbereichsdarstellung eines solchen Impulses würde derjenigen einer Gaußschen Verteilung ähneln. Bei beiden dieser Ultraschallwellen-Erzeugungstechniken können die Frequenzen der übertragenen Ultraschallwellen einen Wert im Bereich von 500 kHz bis 1 MHz aufweisen. - Der Ultraschallwandler
22 als eines der Teile der zerstörungsfrei testenden Einheit empfängt typischerweise vom Medium12 Ultraschallwellen. Einige dieser Wellen sind Reflexionen der übertragenen Welle, während andere vom Sensor1 kommen. Bei einer alternativen Ausführungsform gibt es zwei Ultraschallwandler22 , nämlich einen zum Senden und einen zum Empfangen. - Falls die gesendeten Ultraschallwellen eine Frequenz entsprechend der aktuellen Resonanzfrequenz des Sensors
1 enthalten, vibriert der Sensor1 mit dieser Resonanzfrequenz. Weil der Sensor1 die Energie der Ultraschallwellen mit der Resonanzfrequenz absorbiert, haben die reflektierten, vom Wandler22 empfangenen Wellen bei der Resonanzfrequenz einer Amplitude, die kleiner als die Amplitude der reflektierten Wellen bei den anderen Frequenzen ist. Außerdem fährt der Sen sor1 fort zu vibrieren, selbst dann, wenn die Übertragung der Ultraschallwellen aufgehört hat. - Der Frequenzdetektor
24 , der dem Spektrumanalysator 8590A, hergestellt von Hewlett Packard Inc. in den USA ähnlich ist, analysiert die empfangenen Ultraschallwellen um zu bestimmen, welche Frequenz durch den Sensor1 absorbiert worden ist und/oder bei welcher Frequenz der Sensor1 in Resonanz kommt, wenn er nicht länger durch die übertragenen Ultraschallwellen angeregt wird. - Der Datenprozessor
25 wandelt die durch den Frequenzdetektor24 bestimmte Frequenz in den Wert der gerade gemessenen physischen Variablen um. Die für diese Umwandlung benötigte Information hängt von der aktuellen Struktur des Sensors1 ab, wie sie weiter unten im einzelnen beschrieben wird. - Es dürfte ersichtlich sein, daß das System der
11 tief in lebendes Gewebe oder in eine leitende Umschließung implantierbar ist. Wie oben erläutert, arbeitet das System mit mechanischer Vibration statt mit elektromagnetischer Resonanz. - Es soll nunmehr Bezug genommen werden auf die
12A und12B , die einen als Beispiel dienenden passiven Sensor veranschaulichen, der als Sensor1 dienen kann. Der Sensor der12A und12B , mit 30 bezeichnet, spricht auf Druck an. Die12A und12B zeigen den Sensor30 jeweils bei vorhandenem Druck und bei fehlendem Druck. - Der Sensor
30 wird typischerweise aus Silizium hergestellt und umfaßt typischerweise ein schalenförmiges Gehäuse32 , das eine Ausnehmung34 , einen vibrierbaren Balken36 , eine Membran38 und einen Koppler40 aufweist. Das Material, aus dem der Sensor30 hergestellt wird, welcher die Membran38 enthält, kann auch Siliziumnitrid oder Siliziumdioxid enthalten. Der vibrierbare Balken36 ist typischerweise integral an dem Gehäuse32 befestigt und erstreckt sich in die Ausnehmung34 . Der Koppler40 schließt sich typischerweise zwischen der Membran38 und einem distalen Ende42 des Balken36 ein. Der Koppler40 ist entweder integral an der Membran38 befestigt oder an dem vibrierbaren Balken36 . Der Sensor30 kann so bearbeitet werden daß er eine Querschnittdicke von 100 μm aufweist und jede Seite kann so bearbeitet werden, daß sie eine Länge von 400 μm aufweist. Weiter kann die Membran38 eine Dicke im Bereich von 03, bis 0,5 μm haben. Der Sensor30 kann nach anderen Maßen als die oben angegebenen konfiguriert werden, ohne vom Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Darüber hinaus können die Abmessungen die Größe jedes anderen hier beschriebenen Sensors charakterisieren. - Wie in
12B dargestellt, biegt sich die Membran38 typischerweise als Reaktion auf den von außen kommenden Druck in die Ausnehmung34 . Dies veranlaßt den Koppler40 , der steif ist, auf das distale Ende42 zu drücken, was den Balken36 veranlaßt, sich zu biegen und zu verformen. Bekanntlich vibriert ein verformter bzw. belasteter Balken mit höherer Frequenz als ein nicht verformter Balken. Je höher daher der Druck auf die Membran38 ist, um so höher ist die Vibrationsfrequenz des Balkens36 . Darüber hinaus vibriert die Membran38 ebenfalls, wenn der Balken36 vibriert. Die spezifische Beziehung zwischen Druck und Frequenz des Balkens36 hängt vom Material des Balkens36 , seiner Länge und seiner Querschnittfläche sowie im gewissen Umfang von anderen Faktoren ab, wie etwa der Temperatur und der Viskosität jedweden Mediums, das sich in der Ausnehmung34 befindet. - Es sei darauf aufmerksam gemacht, daß, falls die Membran
38 aus vielen Materialien hergestellt oder mit anderen Materialien beschichtet worden ist, sie sich als Reaktion auf andere physikalische Variablen biegen würde, wie etwa die Temperatur. Beispielsweise veranschaulicht12C einen Sensor, der auf die Temperatur anspricht, während14B , die nachfolgend beschrieben wird, einen Sensor veranschaulicht, der auf chemische Zusammensetzungen anspricht. - Nachfolgend sei kurz auf
12C Bezug genommen. Bei diesem Sensor ist die Membran37 aus zwei Materialien, 41 und 44, hergestellt, von denen jedes unterschiedliche thermische Koeffizienten aufweist. Typische Materialien sind Silizium und Siliziumnitrid. Da die Materialien sich in einem unterschiedlichen Ausmaß ausdehnen und zusammenziehen, verzieht sich die Membran37 in Abhängigkeit von der Temperatur. - Nachfolgend wird Bezug genommen auf die
13A und13B , die eine alternative Ausführungsform des passiven Sensors veranschaulichen, der unterschiedliche Sende- und Empfangsfrequenzen aufweist. Weiter hat der Sensor der13A und13B auch eine Referenzfrequenz.13A ist eine Seitenansicht des Sensors, bezeichnet mit 50; und13B ist eine Draufsicht, aufgenommen entlang der Linie IIIB-IIIB der13A . - Der Sensor
50 ist dem Sensor30 insofern ähnlich, daß er ein Gehäuse, mit 52 bezeichnet, und eine Ausnehmung54 aufweist. Das vibrierbare Element des Sensors50 ist jedoch ein Balken58 voller Länge. Ähnlich dem Sensor30 weist der Sensor50 auch eine Membran38 und einen Koppler40 auf. Bei dieser Ausführungsform ist der Koppler40 etwas anderswo als in der Mitte an den Balken58 angeschlossen, so daß zwei getrennte, aber gekoppelt vibrierbare Balken60 und62 erzeugt werden, die mit unterschiedlichen Frequenzen vibrieren. - Wie in
13A dargestellt, ist der Balken60 , definiert als die Länge des Balkens58 ab der linken Kante64 des Gehäuses52 zum Koppler40 , länger als der Balken62 , der als die Länge des Balkens58 von der rechten Kante66 des Gehäuses52 zum Koppler40 definiert ist. Daher vibriert der Balken60 mit einer niedrigeren Frequenz als der Balken62 . - Unter Druck biegt sich die Membran
38 ; sie schiebt den Koppler40 weiter in die Ausnehmung54 hinein und biegt den Balken58 , wodurch beide Balken60 und62 verformt werden. Im Betrieb erregt das Sensorsystem den Sensor50 mit einer Ultraschallwelle, deren Frequenzbereich annähernd dem Bereich der Vibrationsfrequenzen des langen Balkens60 entspricht. Der lange Balken60 wird angeregt und seine Erregung veranlaßt den kurzen Balken62 ebenfalls zu vibrieren, jedoch mit seiner gewöhnlichen Vibrationsfrequenz. Als Reaktion auf die Vibration der Balken60 ,62 vibriert auch die Membran38 . - Da der kurze Balken
62 typischerweise einen Vibrationsfrequenzbereich aufweist, der sich signifikant von demjenigen des langen Balkens60 unterscheidet, brauchen der Ultraschallwandler22 und der Frequenzdetektor24 nur für Empfangszwecke auf den Frequenzbereich des kurzen Balkens62 abgestimmt werden. Da nur der kurze Balken62 in seinem Frequenzbereich aktiv sein wird, wird das Signal-/Rauschverhältnis (S/N) des vom Wandler22 empfangenen Signals groß sein, da es nur wenig oder gar kein Rauschen gibt, das mit der Erregerfrequenz zusammenhängt. - Der Sensor
50 kann optional auch einen Referenzbalken68 (13B ) enthalten, der in der Nähe des Balkens58 plaziert ist. Der Balken68 ist an beiden Enden an das Gehäuse52 angeschlossen, aber nicht an beiden Enden mit dem Koppler40 verbunden. Daher ändert sich die Vibrationsfrequenz des Balkens68 nicht mit dem Druck. Jedwede Änderung seiner Vibrationsfrequenz muß daher auf anderen Ursachen beruhen, wie etwa der Temperatur, der viskosen Dämpfung, etc., die auch die Balken60 und62 beeinflußt. Das Output des Referenzbalkens68 wird daher durch den Datenprozessor25 benutzt, um die durch die Balken60 und62 bestimmten Druckwerte zu korrigieren. - Nunmehr wird kurz auf
14A Bezug genommen, die eine weitere alternative Ausführungsform des durch zwei Siliziumwafers70 und72 gebildeten Sensors veranschaulicht. Typischerweise ist jeder Wafer, grob gesprochen, in eine scharfkantig ausgeschnittene Schalenform gebracht, und die beiden Schalen sind so aneinandergebondet, daß ein umschlossener Raum74 gebildet wird. Die Basis jeder Schale ist flach unter Bildung einer Membran, die frei in den Raum74 vibrieren kann. Um den Sensor der14A mit zwei unterschiedlichen gekoppelten Frequenzen bereitzustellen, ist die Dicke der Membranen, bezeichnet mit 76 und 78, unterschiedlich. - Wie bei der Ausführungsform der
13A , empfängt das vibrierende Element mit der niedrigeren Vibrationsfrequenz (d.h. die dünne Membran78 ), das Ultraschallsignal, während die andere Membran, die dicke Membran76 , das reflektierte Ultraschallsignal aussendet. Die beiden vibrierenden Elemente sind über die Seiten der Wafers70 und72 sowie durch jedwedes Medium miteinander gekoppelt, das in dem umschlossenen Raum74 untergebracht ist. - Ein Sensor ähnlich dem in
14A gezeigten Sensor kann benutzt werden, um chemische Zusammensetzungen zu messen. Der resultierende Sensor ist in14B dargestellt, auf den nun Bezug genommen wird. Die dicke Membran76 der14B ist mit einem dünnen, weichen, Polymerfilm79 beschichtet, der Gasphaseanalysesubstanzen absorbiert. Die Analysesubstanzen fügen dem Film79 Gewicht hinzu und ändern dessen Viskoelastizität. Als Ergebnis ändert sich die Vibrationsfrequenz. - Im Gegensatz zu der vorherrschenden Ansicht wurde entdeckt, daß ein aus Silizium hergestellter Sensor
30 , einschließlich eines solchen, bei dem die Membran38 aus einem Siliciumeinkristall gebildet ist, keinen befriedigenden Grad an Biokompatibilität mit den natürlicherweise auftretenden Körperfluiden und Agenzien zeigt, die er antrifft, wenn er im Patienten implantiert ist. Wenn nämlich die Membran38 eines solchen Sensors30 während einer ausreichend langen Zeit einer solchen Umgebung ausgesetzt wird, wie etwa während drei Monaten, kann sich die Membran38 vollständig auflösen, was den Sensor30 unbrauchbar macht. Diese schadenstiftende Anfälligkeit gilt ebenso für andere, oben besprochene Typen von Sensoren. Um die Art und Weise zu erklären, in der diese Anfälligkeit durch die Benutzung eines Schutzüberzugs minimiert wird, soll auf den druckempfindlichen Sensor30 der12A–12C Bezug genommen werden, wobei festzustellen ist, daß die zum Schutze des Sensors30 der12A–12C unternommenen Schritte ebenso für die anderen, oben besprochenen Sensortypen gelten. - Wie oben erklärt, enthält der Sensor
30 eine Membran38 , die durch eine bestimmte Durchbiegung als Reaktion auf die Aufbringung eines Druckes auf sie verformt wird. Indem die Membran38 gemäß einer solchen Durchbiegung die Form ändert, ändert sich auch die Resonanzfrequenz der Membran38 . Wenn nun eine Ultraschallwelle mit einer Frequenz, die mit der Membran-Resonanzfrequenz übereinstimmt, der Membran38 ausgesetzt wird, absorbiert die Membran38 zusammen mit dem Balken36 die Energie der Ultraschallwelle bei dieser Frequenz und beginnt mit der betreffenden Resonanzfrequenz, mechanisch zu vibrieren, wobei sie eine Reflexionswelle erzeugt, die durch das System der11 aufgenommen wird. Anders ausgedrückt, absorbiert die Membran38 , wenn eine Ultraschallwelle, deren besondere Frequenzbereichscharakteristik in Form einer Fourier-Transformierten ausgedrückt würde, auf den Sensor30 trifft, die Wellenenergie absorbieren, die bei der besonderen Resonanzfrequenz der Membran auftritt, was von dem Ausmaß abhängt, um das die Membran38 aufgrund solcher externen Einflüsse, wie etwa dem Druck, durchgebogen wird. Weil die Energieabsorption durch die Membran38 bei der Resonanzfrequenz der Membran38 auftritt, zeigt die Darstellung der Fourier-Transformierten der von der Membran38 reflektierten Welle eine besondere Einkerbung (eine scharfe Abnahme der Amplitude) bei dieser Frequenz. Diese Kerbe tritt bei derjenigen Frequenz auf, bei der die Membran38 die Energie der gesendeten Ultraschallwelle absorbiert. Deshalb wird diese Kerbenfrequenz als die Resonanzfrequenz der Membran38 betrachtet. Diese Frequenz kann durch jede geeignete Analysevorrichtung erkannt werden, oder sie kann visuell durch Inspizieren des Bildes der auf jeder geeigneten Anzeigevorrichtung gelieferten Fourier-Transformierten bestimmt werden. Da die Resonanzfrequenz der Membran proportional zu dem auf die Membran wirkenden Druck ist, kann der auf die Membran38 wirkende Druck aus der gemessenen Resonanzfrequenz abgeleitet werden. - Wie oben erläutert, beginnt im Falle, daß die Membran
38 für eine ausreichend lange Zeit den natürlicherweise auftretenden Fluiden und Agenzien, welche innerhalb eines Körpers auftreten, das Silizium, aus welchem die Membran38 gebildet ist, zu erodieren. Diese Erosion beeinflußt nachteilig die Vibrationscharakteristik der Membran38 . In dem Maße, wie die Membran38 fortfährt zu erodieren, verschlechtert sich dementsprechend die Genauigkeit, die durch eine wie oben besprochene Resonanzfrequenzbestimmung geliefert wird. Um diese Verschlechterung zu verhindern, wird ein Schutzüberzug auf der Membran38 angebracht. -
15 veranschaulicht einen Sensor30 , bei dem eine mustergültige Schutzschicht150 aus Polyxylylenpolymermaterial auf der Membran38 aufgebracht ist. Natürlich muß das Material für die Schutzschicht150 in15 nicht ein Polyxylylenpolymer sein, sondern kann auch aus Silicongummi oder Polytetrafluoroethylen in der oben besprochenen Weise gebildet werden. Wenn ein Polyxylylenpolymer als Material für die Schutzschicht150 verwendet wird, kann ein Beispiel von Polyxylylen, das auf dem Sensor30 angebracht wird, Parylene C sein (Poly(p-chloroxylylen). Andere Polyxylylenpolymere, die auf den Sensor30 aufgebracht werden können, umfassen, wenn auch nicht ausschließlich Parylene N(Poly(p-xylylen)), Parylene D (Poly(-dichloroxylylen)) und Parylene VIPTM AF-4 (Poly(p-tetrafluoroxylylen)). Damit sollte klar sein, daß, wenngleich sich die nachfolgende Besprechung auf Parylene C als Material für die Schutzschicht150 konzentriert, irgendein oben erwähntes Polyxylylenmaterial als Schutzschicht150 dienen kann. Weiter soll darauf hingewiesen werden, daß wenngleich der mustergültige Sensor30 , auf dem die Schutzschicht150 aus Parylene C angebracht ist, der in12A dargestellte Sensor ist, die Schutzschicht aus Parylene C nicht nur bei diesem Sensor30 angewandt werden kann, sondern bei jedem der hier beschriebenen Sensoren. Weiter sei darauf hingewiesen, daß hinsichtlich der in15 veranschaulichten besonderen Ausführungsform der Sensor30 gemäß den in Verbindung mit12A genannten Dimensionen 400 μm × 400 μm × 100 μm konfiguriert werden kann, und daß die Dicke der Membran38 der oben in Verbindung mit12A besprochenen Dicke von 0,3 μm–0,5 μm entsprechen kann. Schließlich kann die Schutzschicht150 auf so vielen Seiten des Sensors30 aufgebracht werden, wie dies erwünscht ist, obwohl15 die Schutzschicht150 in der Weise veranschaulicht, daß sie nur auf einer einzigen Seite des Sensors30 angebracht ist. - Im Fall der
15 hat die Schutzschicht150 für den Sensor30 eine Dicke nicht über 450 nm. Die Schutzschicht150 verschafft genügend Widerstand gegen Körperfluide und andere schädigende Agenzien im Körper des Patienten, so daß die strukturelle und funktionale Integrität der Membran38 ohne signifikante Verschlechterung aufrechterhalten wird. Diese Schutzfunktion wird auch durch eine Schicht150 geschaffen, die dünner als 450 nm ist. Tatsächlich kann eine Schicht150 mit einer kleineren Dicke als etwa 250 nm auf die Membran38 aufgebracht werden, ohne daß der durch die Schicht150 geschaffene Schutz verringert wird. Weil die Dicke der Schutzschicht150 kleiner als diejenige der Membran38 ist, bleibt die Empfindlichkeit der Membran38 mit der Schutzschicht150 ungefähr die gleiche wie diejenige einer Membran38 , die keine Schutzschicht150 aufweist. Andererseits wird die Empfindlichkeit der Membran38 , wenn die Dicke der Schutzschicht150 auf Abmessungen über etwa 450 nm ansteigt, der störende Einfluß auf die Empfindlichkeit der Membran38 signifikant genug, um die Genauigkeit der durch den Sensor30 erhaltenen Daten ungünstig zu beeinflussen. Insbesondere wird im Falle, daß die Überzugsdicke größer als 450 nm wird, die Amplitude (oder der Q-Faktor) der Resonanz verringert, was die durch den Sensor30 gelieferten Ablesewerte weniger exakt macht. Dies steht im Gegensatz zu den zuvor vorgeschlagenen aktiven Sensoren, die eine durchbiegbare Membran verwenden. In solchen aktiven Sensoren biegt sich die Membran als Reaktion auf einen externen Zustand durch, vibriert aber nicht mit Resonanzfrequenz als Reaktion auf eine Ultraschallwelle. Anders als bei der Membran38 des Sensors30 , der in der Lage ist, durchgebogen zu werden und mit einer vorbestimmten Resonanzfrequenz zu vibrieren, bleibt also die Membran eines solchen zuvor vorgeschlage nen Sensors stationär in seiner durchgebogenen Konfiguration. Statt daß er Daten in bezug auf die gemessenen Körpercharakteristika über eine Ultraschall-Reflexionswelle liefert, erzeugt ein solcher aktiver Sensor ein elektrisches Signal, das der Amplitude entspricht, um die die Membran durchgebogen wird. Da die Membran solcher zuvor vorgeschlagener aktiver Sensoren nicht in Resonanz kommt, kann sie Schutzüberzüge mit einer wesentlich größeren Dicke als 450 nm aufweisen. - Zurückkommend auf
15 wird die Schutzschicht150 auf dem Sensor30 mit Hilfe irgendeiner geeigneten Dampfniederschlagungstechnik aufgebracht, die mit dem Aufbringen eines Polyxylylenpolymermaterials kompatibel ist. Beispielsweise enthält eine Aufdampfanordnung, wie in16 dargestellt, eine Verdampfungskammer30s eine Pyrolyse- bzw. Reaktionskammer320 , die mit der Verdampfungskammer300 über ein Rohr310 verbunden ist, eine Abscheidungskammer330 , die mit der Pyrolysekammer320 verbunden ist und die einen Kondensationstisch370 aufweist, und eine Vakuumpumpe360 , die an die Abscheidungskammer330 über ein Rohr340 angeschlossen ist. Die Verdampfungskammer300 verdampft ein Dimer von Polyxylylenpolymermaterial (Di-p-xylylen) bei einer Temperatur von etwa 150°C und einem Druck von etwa 1,3 mbar. Das Dimer wird dann bei etwa 680°C und 0,65 mbar pyrolysiert, um ein Monomer zu erzeugen, wie etwa p-Xylylen. Das Monomer tritt dann bei Umgebungstemperatur (Raumtemperatur) in die Abscheidungskammer330 , wo der Sensor30 , entweder individuell oder als Teil eines Wafers, der viele Sensoren30 enthält, plaziert wird. In diesem Zeitpunkt wird das Monomer absorbiert und auf den Sensor30 polymerisiert, um die Schutzschicht150 zu bilden. Falls der Sensor30 einzeln in der Abscheidungskammer330 plaziert wird, wird die Schutzschicht150 auf alle exponierten Oberflächen des Sensors30 abgeschieden. Falls aber der Sensor30 andererseits als Teil eines Wafers, der viele Sensoren30 enthält, in der Abscheidungskammer330 plaziert wird, wird das Polyxylylenpolymermaterial auf dem Sensor30 in der in15 dargestellten Weise auf dem Sensor30 abgeschieden. In diesem Falle werden, nachdem der Wafer in Würfel geteilt worden ist, um die ein zelnen Sensoren30 herzustellen, die Seiten dieser Sensoren nicht mit dem Polyxylylenpolymermaterial beschichtet, weil diese Oberflächen während des Niederschlagsprozesses nicht exponiert waren. In diesem Falle wird nur die Membran38 des Sensors30 , wie in15 dargestellt, mit der Schutzschicht150 aus Polyxylylenpolymermaterial überzogen. - Um in der Lage zu sein, auf dem Sensor
30 eine Schutzschicht150 aufzubringen, die dünner als 450 nm ist, wird der oben beschriebene Dampfabscheidungsprozeß langsamer als der zuvor angesprochene Dampfabscheidungsprozeß durchgeführt. Während beispielsweise einige der zuvor vorgeschlagenen Dampfabscheidungsprozesse nur 10 Sekunden benötigen, um Polyxylylenpolymermaterial auf einer Oberfläche aufzubringen, kann die Schutzschicht150 gemäß der vorliegenden Erfindung bei einem Dampfabscheideprozeß immerhin 10 Minuten dauern. Wird der Abscheidungsprozeß mit dieser Geschwindigkeit durchgeführt, kann der Dampfabscheidungsprozeß zum Aufbringen der Schutzschicht150 auf den Sensor30 präziser gesteuert werden, um die gewünschte Schutzschichtdicke zu erzielen und die Bildung von Fehlstellen bzw. Löchern verhindern. Jeder geeignete Abscheidungsmonitor (nicht dargestellt) kann an die Abscheidekammer330 angeschlossen werden, um es einer die Abscheidekammer bedienenden Person zu ermöglichen, das Akkumulieren des Schutzschichtmaterials auf den Sensor30 während des Abscheideprozesses zu verfolgen. Sobald die Dicke der Schutzschicht150 den gewünschten Wert erreicht, kann die das Abscheiden überwachende Person den Prozeß abschalten, oder der Prozeß kann auch automatisch beendet werden, wenn die überwachte Dicke den gewünschten Wert erreicht. Da unterschiedliche Bereiche der Abscheidekammer330 unterschiedliche Abscheideraten hervorbringen, kann der Sensor30 weiter in demjenigen Bereich der Abscheidekammer330 plaziert werden, der eine langsamere Abscheiderate aufweist als andere Bereiche, um so sicherzustellen, daß das Material für die Schutzschicht150 mit der gewünschten Rate auf dem Sensor30 abgeschieden wird. - Durch die auf der Membran
38 aufgebrachte Schutzschicht150 wird der Sensor30 gegen die korrosiven Eigenschaften der Körperfluide widerstandsfähiger, die angetroffen werden, wenn der Sensor30 im Patienten plaziert ist. Dank dieser Schutzschicht150 bleibt der Sensor30 im Patienten intakt und liefert dementsprechend präzise Daten während einer Zeitperiode, die größer ist als wenn der Sensor30 keine solche Schutzschicht150 aufweisen würde. - Zusätzlich zu der oben beschriebenen permanenten Schicht oder geeignetenfalls als Alternative dazu kann eine zeitlich beschränkte Beschichtung auf den Sensoren angebracht werden, um sie gegen Beschädigung und/oder Zerstörung während des Einsatzes zu schützen. Die zeitlich begrenzte Beschichtung kann aus einem Material hergestellt werden, das in einer wäßrigen Lösung löslich ist, und es sollte sich unmittelbar oder doch bald nach der Aufbringung auf dem Sensor auflösen. Die Art des verwendeten Materials, die Dicke des zeitweiligen Überzugs und die Härte des zeitweiligen Überzugs hängen weitgehend vom Plazierungsort des Sensors, dem Typ des Sensors und von einer Vielfalt anderer Faktoren einschließlich der involvierten Physiologie, wobei die Parameter gemessen werden, und der gewünschten Einsatzgeschwindigkeit ab.
- Ein erstes Beispiel einer zeitlich begrenzten Beschichtung ist eine Zusammensetzung; die verfestigten Zuckersirup umfaßt, hergestellt aus annähernd gleichen Mengen an Glucose und Sucrose. Die Mengenverhältnisse der Glucose und der Sucrose können variieren, hängen jedoch von der Anwendung ab.
- Ein zweites Beispiel für eine zeitlich beschränkte Beschichtung ist eine Zusammensetzung, die Hydroxypropylmethlycellulose, Hydroxypropylcellulose und Kolloidale SiO2 umfaßt, diese sämtlich feingemahlen und in Wasser vermischt werden, das zur Beschichtung von Pillen benutzt wird und kommerziell als Opadry-Oy-34817 von Colorcon Ltd., Italien, erhältlich ist.
- Es können auch andere Materialien als zeitlich begrenzte Schutzbeschichtung für einen Sensor verwendet werden. Die zeitlich begrenzte Schutzbeschichtung kann mit jeder anderen Substanz gebildet werden, die hart oder dick genug ist, um den Sensor gegen Beschädigung während des Einfügens zu schützen, die sich sofort oder bald nach der Einfügung auflöst und die an der beabsichtigten Einsatzstelle im Körper biokompatibel ist.
- Ein Sensor kann mit jedem verfügbaren Verfahren zum Überziehen von Objekten beschichtet werden, wie beispielsweise durch Aufsprühen des Überzugs auf den Sensor, durch Eintauchen des Sensors in ein Flüssigkeitsbad, durch Gießen oder Auftropfen der Beschichtung auf den Sensor, durch Aufstreichen der Beschichtung auf den Sensor, etc. Zusätzlich kann die Beschichtung nur die Membran des Sensors bedecken, oder sie kann einen großen Abschnitt des Sensors oder aber den gesamten Sensor bedecken.
Claims (12)
- Vorrichtung zum Implantieren an einer anatomischen Stelle innerhalb des Körpers, aufweisend: einen Ultraschallsensor, der eine mechanisch vibrierbare Membran enthält; und eine Schutzschicht, die aus einem Polyxylylenpolymermaterial, einem Silicongummimaterial oder einem Polytetrafluoroethylenmaterial gebildet und auf mindestens der mechanisch vibrierbaren Membran aufgebracht ist.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Schutzschicht eine Dicke unter 450 nm hat.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Schutzschicht eine Dicke unter 250 nm hat.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die mechanisch vibrierbare Membran aus einem Halbleitermaterial gebildet ist.
- Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei der Halbleiter eines der Materialien Silizium, Siliziumnitrid und Siliziumdioxid enthält.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die mechanisch vibrierbare Membran eine Dicke im Bereich von 0,3 bis 0,5 μm aufweist.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Polyxylylenpolymermaterial eines der Materialien, bestehend aus Poly(p-chloroxylylen), Poly(p-xylylen), Poly(p-dichloroxylylen) und Poly(p-tetrafluoroxylylen) enthält.
- Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei die mechanisch vibrierbare Membran auf Ultraschallwellen anspricht, die im Bereich von 500 kHz bis 1 MHz liegen.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Schutzschicht bei Verwendung eines Silicongummimaterials eine Dicke unter 500 nm hat.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der bei Verwendung eines PoIytetrafluoroethylemnaterials die Schutzschicht eine Dicke unter 500 nm hat.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, weiter eine Adhäsionspromotorschicht umfassend, die zwischen mindestens einer einzelnen Oberfläche des Ultraschallsensors und der Schutzschicht angebracht ist.
- Vorrichtung nach Anspruch 11, wobei der die Adhäsionspromotorschicht Perfluorodecyltriethoxysilan enthält.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/354,631 US6331163B1 (en) | 1998-01-08 | 1999-07-16 | Protective coating for bodily sensor |
US354631 | 1999-07-16 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE10033943A1 DE10033943A1 (de) | 2001-02-08 |
DE10033943B4 true DE10033943B4 (de) | 2004-04-29 |
Family
ID=23394243
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE10033943A Expired - Fee Related DE10033943B4 (de) | 1999-07-16 | 2000-07-13 | Schutzüberzug für einen Körpersensor |
Country Status (22)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6331163B1 (de) |
EP (1) | EP1068836A3 (de) |
JP (1) | JP2001061790A (de) |
KR (1) | KR100397197B1 (de) |
CN (1) | CN1144570C (de) |
AR (1) | AR024750A1 (de) |
AU (2) | AU779088B2 (de) |
BR (1) | BR0002803A (de) |
CA (1) | CA2313859C (de) |
DE (1) | DE10033943B4 (de) |
EE (1) | EE200000306A (de) |
GB (1) | GB2355532B (de) |
HK (1) | HK1036394A1 (de) |
IL (1) | IL137231A0 (de) |
MX (1) | MXPA00006966A (de) |
NO (1) | NO20003608L (de) |
NZ (1) | NZ505711A (de) |
PL (1) | PL341197A1 (de) |
RU (1) | RU2220749C2 (de) |
SG (1) | SG83801A1 (de) |
SK (1) | SK10302000A3 (de) |
WO (1) | WO2001005301A2 (de) |
Families Citing this family (153)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
US20030036746A1 (en) | 2001-08-16 | 2003-02-20 | Avi Penner | Devices for intrabody delivery of molecules and systems and methods utilizing same |
US20020188207A1 (en) * | 1998-01-08 | 2002-12-12 | Jacob Richter | Anchor for sensor implanted in a bodily lumen |
WO2003092492A1 (en) * | 1998-01-08 | 2003-11-13 | Microsense Ltd. | Anchor for a sensor implanted in a bodily lumen |
US6391005B1 (en) | 1998-03-30 | 2002-05-21 | Agilent Technologies, Inc. | Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth |
US9522217B2 (en) | 2000-03-15 | 2016-12-20 | Orbusneich Medical, Inc. | Medical device with coating for capturing genetically-altered cells and methods for using same |
US8088060B2 (en) | 2000-03-15 | 2012-01-03 | Orbusneich Medical, Inc. | Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device |
US7181261B2 (en) * | 2000-05-15 | 2007-02-20 | Silver James H | Implantable, retrievable, thrombus minimizing sensors |
US6442413B1 (en) * | 2000-05-15 | 2002-08-27 | James H. Silver | Implantable sensor |
US7769420B2 (en) * | 2000-05-15 | 2010-08-03 | Silver James H | Sensors for detecting substances indicative of stroke, ischemia, or myocardial infarction |
US7006858B2 (en) * | 2000-05-15 | 2006-02-28 | Silver James H | Implantable, retrievable sensors and immunosensors |
AU2001296442A1 (en) * | 2000-09-29 | 2002-04-08 | Tricardia, L.L.C. | Venous valvuloplasty device |
US8641644B2 (en) | 2000-11-21 | 2014-02-04 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means |
US6666821B2 (en) * | 2001-01-08 | 2003-12-23 | Medtronic, Inc. | Sensor system |
US7026052B2 (en) * | 2001-02-26 | 2006-04-11 | Dielectric Systems, Inc. | Porous low k(<2.0) thin film derived from homo-transport-polymerization |
WO2002098296A1 (en) * | 2001-06-05 | 2002-12-12 | Apex Medical, Inc. | Pressure sensing endograft |
JP4149911B2 (ja) | 2001-06-12 | 2008-09-17 | ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド | 電気式ランセットアクチュエータ |
WO2002100254A2 (en) | 2001-06-12 | 2002-12-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge |
DE60239132D1 (de) | 2001-06-12 | 2011-03-24 | Pelikan Technologies Inc | Gerät zur erhöhung der erfolgsrate im hinblick auf die durch einen fingerstich erhaltene blutausbeute |
US7682318B2 (en) | 2001-06-12 | 2010-03-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Blood sampling apparatus and method |
US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
US9795747B2 (en) | 2010-06-02 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Methods and apparatus for lancet actuation |
US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
US7041068B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-05-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Sampling module device and method |
AU2002315177A1 (en) | 2001-06-12 | 2002-12-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Self optimizing lancing device with adaptation means to temporal variations in cutaneous properties |
US8337419B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-12-25 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
US7344507B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-03-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for lancet actuation |
EP1519678A2 (de) * | 2001-10-02 | 2005-04-06 | Alfred E. Mann Institute for Biomedical Engineering at the University of Southern California | Interne biochemische messeinrichtung |
US20050267326A1 (en) * | 2001-10-02 | 2005-12-01 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Eng. At The University Of Southern California | Percutaneous chemical sensor based on fluorescence resonant energy transfer (FRET) |
US7892183B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
US7909778B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
US8267870B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-09-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation |
US8784335B2 (en) | 2002-04-19 | 2014-07-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling device with a capacitive sensor |
US7491178B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7648468B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-01-19 | Pelikon Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
US7547287B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-06-16 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US9795334B2 (en) | 2002-04-19 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8221334B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-07-17 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7713214B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-11 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with optical analyte sensing |
US7291117B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-06 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7901362B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-08 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8579831B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-11-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8372016B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-02-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US9314194B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-04-19 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
US7297122B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7331931B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-02-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7976476B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
US7261733B1 (en) * | 2002-06-07 | 2007-08-28 | Endovascular Technologies, Inc. | Endovascular graft with sensors design and attachment methods |
FR2843742B1 (fr) * | 2002-08-26 | 2005-10-14 | Commissariat Energie Atomique | Microstructure a surface fonctionnalisee par depot localise d'une couche mince et procede de fabrication associe |
US8303511B2 (en) | 2002-09-26 | 2012-11-06 | Pacesetter, Inc. | Implantable pressure transducer system optimized for reduced thrombosis effect |
WO2006086578A1 (en) * | 2002-10-02 | 2006-08-17 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California | Internal biochemical sensing device |
US7043969B2 (en) * | 2002-10-18 | 2006-05-16 | Symyx Technologies, Inc. | Machine fluid sensor and method |
US20040093928A1 (en) * | 2002-11-20 | 2004-05-20 | Dimeo Frank | Rare earth metal sensor |
US8574895B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-11-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels |
US7134341B2 (en) | 2003-04-28 | 2006-11-14 | Zuli Holdings Ltd | Methods and devices for determining the resonance frequency of passive mechanical resonators |
EP1628567B1 (de) | 2003-05-30 | 2010-08-04 | Pelikan Technologies Inc. | Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit |
US7850621B2 (en) | 2003-06-06 | 2010-12-14 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
WO2006001797A1 (en) | 2004-06-14 | 2006-01-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Low pain penetrating |
US20050038476A1 (en) * | 2003-08-14 | 2005-02-17 | Team Brown Enterprises, Llc | Coating/covering materials for the enhancement of defibrillation thresholds of implantable defibrillators/leads |
US20050124896A1 (en) * | 2003-08-25 | 2005-06-09 | Jacob Richter | Method for protecting implantable sensors and protected implantable sensors |
US8162839B2 (en) * | 2003-08-27 | 2012-04-24 | Microtech Medical Technologies Ltd. | Protected passive resonating sensors |
US7415883B2 (en) * | 2004-06-28 | 2008-08-26 | Zuli Holdings Ltd | Method for protecting resonating sensors and open protected resonating sensors |
EP1671096A4 (de) | 2003-09-29 | 2009-09-16 | Pelikan Technologies Inc | Verfahren und apparatur für eine verbesserte probeneinfangvorrichtung |
US7225024B2 (en) | 2003-09-30 | 2007-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sensors having protective eluting coating and method therefor |
US9351680B2 (en) | 2003-10-14 | 2016-05-31 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a variable user interface |
US7416530B2 (en) * | 2003-11-04 | 2008-08-26 | L & P 100 Limited | Medical devices |
WO2005061023A1 (en) * | 2003-12-12 | 2005-07-07 | C. R. Bard, Inc. | Implantable medical devices with fluorinated polymer coatings, and methods of coating thereof |
US7822454B1 (en) | 2005-01-03 | 2010-10-26 | Pelikan Technologies, Inc. | Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration |
WO2005065414A2 (en) | 2003-12-31 | 2005-07-21 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture |
WO2005067817A1 (en) | 2004-01-13 | 2005-07-28 | Remon Medical Technologies Ltd | Devices for fixing a sensor in a body lumen |
US8828203B2 (en) | 2004-05-20 | 2014-09-09 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Printable hydrogels for biosensors |
US9820684B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-11-21 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
US9775553B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-10-03 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
US20060064134A1 (en) * | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for deriving relative physiologic measurements |
US8271093B2 (en) * | 2004-09-17 | 2012-09-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for deriving relative physiologic measurements using a backend computing system |
US7813808B1 (en) | 2004-11-24 | 2010-10-12 | Remon Medical Technologies Ltd | Implanted sensor system with optimized operational and sensing parameters |
US20060122522A1 (en) * | 2004-12-03 | 2006-06-08 | Abhi Chavan | Devices and methods for positioning and anchoring implantable sensor devices |
US8652831B2 (en) | 2004-12-30 | 2014-02-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte measurement test time |
US10390714B2 (en) | 2005-01-12 | 2019-08-27 | Remon Medical Technologies, Ltd. | Devices for fixing a sensor in a lumen |
AU2006262287A1 (en) | 2005-06-21 | 2007-01-04 | Cardiomems, Inc. | Method of manufacturing implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement |
US7742815B2 (en) | 2005-09-09 | 2010-06-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Using implanted sensors for feedback control of implanted medical devices |
US7686768B2 (en) * | 2005-11-23 | 2010-03-30 | Vital Sensors Holding Company, Inc. | Implantable pressure monitor |
US7682313B2 (en) * | 2005-11-23 | 2010-03-23 | Vital Sensors Holding Company, Inc. | Implantable pressure monitor |
US20070142727A1 (en) * | 2005-12-15 | 2007-06-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for analyzing cardiovascular pressure measurements made within a human body |
US8060214B2 (en) | 2006-01-05 | 2011-11-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with inductive coil configurable for mechanical fixation |
US7955268B2 (en) | 2006-07-21 | 2011-06-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multiple sensor deployment |
US8676349B2 (en) | 2006-09-15 | 2014-03-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mechanism for releasably engaging an implantable medical device for implantation |
WO2008034077A2 (en) * | 2006-09-15 | 2008-03-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Anchor for an implantable sensor |
JP2010510523A (ja) * | 2006-11-21 | 2010-04-02 | ジーイー・ヘルスケア・バイオサイエンス・コーポレイション | コンテナにおけるセンサ組み立ておよび利用システム |
WO2008089282A2 (en) | 2007-01-16 | 2008-07-24 | Silver James H | Sensors for detecting subtances indicative of stroke, ischemia, infection or inflammation |
US8894582B2 (en) | 2007-01-26 | 2014-11-25 | Endotronix, Inc. | Cardiac pressure monitoring device |
US20080226694A1 (en) * | 2007-03-13 | 2008-09-18 | Daniel Gelbart | Method for introducing superhydrophobic articles into the human body |
US8154389B2 (en) | 2007-03-15 | 2012-04-10 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US8570186B2 (en) | 2011-04-25 | 2013-10-29 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US8493187B2 (en) * | 2007-03-15 | 2013-07-23 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US10003862B2 (en) | 2007-03-15 | 2018-06-19 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
US8204599B2 (en) | 2007-05-02 | 2012-06-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for anchoring an implantable sensor in a vessel |
US7634318B2 (en) | 2007-06-14 | 2009-12-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-element acoustic recharging system |
US8725260B2 (en) | 2008-02-11 | 2014-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc | Methods of monitoring hemodynamic status for rhythm 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 |
US9386944B2 (en) | 2008-04-11 | 2016-07-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte detecting device |
WO2009132396A1 (en) * | 2008-05-02 | 2009-11-05 | Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation | Method and apparatus for determining the pressure of a fluid |
EP2296536A1 (de) | 2008-07-15 | 2011-03-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantationshilfsvorrichtung für ein akustisch aktiviertes implantierbares medizinisches gerät |
EP2334230A1 (de) | 2008-10-10 | 2011-06-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systeme und verfahren zur bestimmung des herzminutenvolumens anhand von messungen des lungenarteriendrucks |
US8632470B2 (en) | 2008-11-19 | 2014-01-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Assessment of pulmonary vascular resistance via pulmonary artery pressure |
US9375169B2 (en) | 2009-01-30 | 2016-06-28 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system |
US8694129B2 (en) | 2009-02-13 | 2014-04-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Deployable sensor platform on the lead system of an implantable device |
US8965476B2 (en) | 2010-04-16 | 2015-02-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
US8475372B2 (en) | 2010-10-29 | 2013-07-02 | Medtronic Vascular, Inc. | Implantable medical sensor and fixation system |
US8864676B2 (en) * | 2010-10-29 | 2014-10-21 | Medtronic Vascular, Inc. | Implantable medical sensor and fixation system |
US9775982B2 (en) | 2010-12-29 | 2017-10-03 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device fixation |
US8727996B2 (en) | 2011-04-20 | 2014-05-20 | Medtronic Vascular, Inc. | Delivery system for implantable medical device |
US8401643B2 (en) | 2011-05-17 | 2013-03-19 | Medtronic Vascular, Inc. | Implantable medical sensor and anchoring system |
ES2907457T3 (es) * | 2011-09-01 | 2022-04-25 | Microtech Medical Technologies Ltd | Dispositivo de sensor implantable para medir una presión de fluido |
US10485435B2 (en) | 2012-03-26 | 2019-11-26 | Medtronic, Inc. | Pass-through implantable medical device delivery catheter with removeable distal tip |
US9717421B2 (en) | 2012-03-26 | 2017-08-01 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device delivery catheter with tether |
CN104703532A (zh) * | 2012-07-20 | 2015-06-10 | 纳西尔·纳瓦卜 | 智能植入式健康感测装置以及组件 |
US9351648B2 (en) | 2012-08-24 | 2016-05-31 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device electrode assembly |
EP2895059B1 (de) | 2012-09-14 | 2019-11-06 | Endotronix, Inc. | Abgabesystem |
US9949692B2 (en) | 2012-12-21 | 2018-04-24 | Canary Medical Inc. | Stent graft monitoring assembly and method of use thereof |
US10123775B2 (en) * | 2013-03-14 | 2018-11-13 | Volcano Corporation | Transducer with protective layer and associated devices, systems, and methods |
RU2684841C2 (ru) * | 2013-03-15 | 2019-04-15 | Микротек Медикал Текнолоджис Лтд. | Система размещения имплантируемого крепежного элемента, способ сборки такой системы и крепежный элемент (варианты) |
CN107960999B (zh) | 2013-03-15 | 2020-11-17 | 微创医学科技有限公司 | 带有桥接件的可植入装置 |
CN103454325B (zh) * | 2013-09-04 | 2015-07-22 | 上海移宇科技有限公司 | 一种光催化型葡萄糖微电极传感器及其制备方法 |
CN103462595B (zh) * | 2013-09-22 | 2015-10-21 | 天津普仁万合信息技术有限公司 | 一种便携式传感器组件 |
US10524694B2 (en) | 2014-06-25 | 2020-01-07 | Canaray Medical Inc. | Devices, systems and methods for using and monitoring tubes in body passageways |
EP3160395A4 (de) | 2014-06-25 | 2018-08-08 | Canary Medical Inc. | Vorrichtungen, systeme und verfahren zur verwendung und überwachung von herzklappen |
EP4091725A1 (de) | 2014-07-11 | 2022-11-23 | Microtech Medical Technologies Ltd. | Mehrzelliger wandler |
US9737264B2 (en) | 2014-08-18 | 2017-08-22 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Sensors for prosthetic heart devices |
US10433791B2 (en) | 2014-08-18 | 2019-10-08 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Prosthetic heart devices having diagnostic capabilities |
EP3182930B1 (de) * | 2014-08-18 | 2020-09-23 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Sensoren für künstliche herzvorrichtungen |
US20170258404A1 (en) * | 2014-11-25 | 2017-09-14 | Diagnostic Biochips, Inc. | Coated Biosensor and Method for Preserving Biosensor During Implantation into the Brain or Other Tissues |
US9757574B2 (en) | 2015-05-11 | 2017-09-12 | Rainbow Medical Ltd. | Dual chamber transvenous pacemaker |
US9996712B2 (en) | 2015-09-02 | 2018-06-12 | Endotronix, Inc. | Self test device and method for wireless sensor reader |
CN109561877A (zh) * | 2016-08-03 | 2019-04-02 | 皮埃-哈韦斯特控股有限公司 | 一种用于无创测量包括血管内血压的体内压力的***及方法 |
EP3278735A1 (de) * | 2016-08-03 | 2018-02-07 | PI-Harvest Holding AG | System und verfahren zur nichtinvasiven messung des drucks im inneren eines körpers einschliesslich des intravaskulären blutdrucks |
GB201616092D0 (en) | 2016-09-21 | 2016-11-02 | Imp Innovations Ltd | Apparatus for securing a device in a vascular lumen |
AU2018224198B2 (en) | 2017-02-24 | 2023-06-29 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader assembly |
US11615257B2 (en) | 2017-02-24 | 2023-03-28 | Endotronix, Inc. | Method for communicating with implant devices |
WO2018195430A1 (en) | 2017-04-20 | 2018-10-25 | Endotronix, Inc. | Anchoring system for a catheter delivered device |
CN107510509A (zh) * | 2017-07-10 | 2017-12-26 | 北京万特福医疗器械有限公司 | 一种微型传感器封装结构及其制造方法 |
US11622684B2 (en) | 2017-07-19 | 2023-04-11 | Endotronix, Inc. | Physiological monitoring system |
AU2018325456B2 (en) | 2017-09-02 | 2022-09-08 | Precision Drone Services Intellectual Property, Llc | Seed distribution assembly for an aerial vehicle |
US20200155014A1 (en) | 2018-11-19 | 2020-05-21 | Microtech Medical Technologies Ltd. | System and method for deployment of an implantable device having an attachment element and methods of monitoring physiological data using multiple sensor devices |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1989006513A1 (en) * | 1988-01-25 | 1989-07-27 | Baylor College Of Medicine | Implantable and extractable biological sensor probe |
WO1993012718A1 (en) * | 1991-12-23 | 1993-07-08 | Pharmacia Deltec, Inc. | Guide wire apparatus with location sensing member |
DE19507107C1 (de) * | 1995-03-01 | 1996-08-14 | Meinhard Prof Dr Knoll | Implantierbares Sensorsystem zur Bestimmung von Stoffkonzentrationen in lebenden Organismen |
US5619997A (en) * | 1994-01-28 | 1997-04-15 | Mizur Technology Ltd. | Passive sensor system using ultrasonic energy |
DE19900363A1 (de) * | 1998-01-08 | 1999-07-15 | Microsense Cardiovascular Sys | Verfahren und Vorrichtung zur Befestigung eines Sensors in einem Körperlumen |
Family Cites Families (74)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
NL127872C (de) | 1965-03-19 | |||
US3958562A (en) | 1974-05-30 | 1976-05-25 | Hakim Company Limited | Implantable pressure sensor |
US4022190A (en) * | 1974-07-16 | 1977-05-10 | Hittman Corporation | Apparatus for sensing pressure |
JPS5921495B2 (ja) | 1977-12-15 | 1984-05-21 | 株式会社豊田中央研究所 | 細管型圧力計 |
US4240438A (en) | 1978-10-02 | 1980-12-23 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Method for monitoring blood glucose levels and elements |
US4468948A (en) | 1981-03-11 | 1984-09-04 | Kanegafuchi Kagaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Method and apparatus for measuring the concentration of a gaseous or volatile substance in a liquid |
US4485800A (en) | 1981-11-13 | 1984-12-04 | Stevenson Robert L | Stove construction |
US4485813A (en) | 1981-11-19 | 1984-12-04 | Medtronic, Inc. | Implantable dynamic pressure transducer system |
GR77132B (de) | 1982-03-25 | 1984-09-07 | Coats Ltd J & P | |
CA1209413A (en) | 1982-05-14 | 1986-08-12 | Bo H. Nygren | Articles exhibiting a biocompatible surface layer and process articles with such a surface layer |
US4485831A (en) | 1982-09-02 | 1984-12-04 | D.O.C.E Corporation | Cooking oil salvage system |
FR2585944B1 (fr) | 1985-08-12 | 1988-07-08 | Alvar Electronic Sa | Sonde a ultrasons implantable et son pro cede de fabrication |
US4732042A (en) | 1986-04-22 | 1988-03-22 | Motorola Inc. | Cast membrane protected pressure sensor |
US5075127A (en) | 1986-10-10 | 1991-12-24 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Sensor with overcoating and process for making same |
US5286364A (en) | 1987-06-08 | 1994-02-15 | Rutgers University | Surface-modified electochemical biosensor |
US5540828A (en) | 1987-06-08 | 1996-07-30 | Yacynych; Alexander | Method for making electrochemical sensors and biosensors having a polymer modified surface |
US5059211A (en) | 1987-06-25 | 1991-10-22 | Duke University | Absorbable vascular stent |
US4938827A (en) | 1987-11-10 | 1990-07-03 | Hewlett-Packard Company | Preparation of a silicone rubber-polyester composite products |
JP2672561B2 (ja) | 1988-01-29 | 1997-11-05 | テルモ株式会社 | 膜被履センサ |
US5019096A (en) | 1988-02-11 | 1991-05-28 | Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Infection-resistant compositions, medical devices and surfaces and methods for preparing and using same |
US5212988A (en) | 1988-02-29 | 1993-05-25 | The Reagents Of The University Of California | Plate-mode ultrasonic structure including a gel |
US5189914A (en) * | 1988-02-29 | 1993-03-02 | The Regents Of The University Of California | Plate-mode ultrasonic sensor |
US4993265A (en) | 1988-03-03 | 1991-02-19 | The Foxboro Company | Protected pressure sensor and method of making |
JPH0631422Y2 (ja) | 1988-07-30 | 1994-08-22 | 日本碍子株式会社 | 酸素センサの端部構造 |
US5456251A (en) | 1988-08-26 | 1995-10-10 | Mountpelier Investments, S.A. | Remote sensing tonometric catheter apparatus and method |
US5053048A (en) * | 1988-09-22 | 1991-10-01 | Cordis Corporation | Thromboresistant coating |
US5045151A (en) | 1989-10-17 | 1991-09-03 | Massachusetts Institute Of Technology | Micromachined bonding surfaces and method of forming the same |
US5067491A (en) | 1989-12-08 | 1991-11-26 | Becton, Dickinson And Company | Barrier coating on blood contacting devices |
GB8928533D0 (en) | 1989-12-18 | 1990-02-21 | Lesny Jan | Ultrasonic instrument |
US5197952A (en) | 1990-06-13 | 1993-03-30 | Dlp, Inc. | Auto-inflating catheter cuff |
US5224972A (en) | 1990-09-11 | 1993-07-06 | Frye Gregory C | Coatings with controlled porosity and chemical properties |
US5682899A (en) * | 1991-05-16 | 1997-11-04 | Ami-Med Corporation | Apparatus and method for continuous cardiac output monitoring |
US5205292A (en) | 1991-06-03 | 1993-04-27 | Applied Biometric, Inc. | Removable implanted device |
US5411550A (en) | 1991-09-16 | 1995-05-02 | Atrium Medical Corporation | Implantable prosthetic device for the delivery of a bioactive material |
DE4208645A1 (de) | 1992-03-18 | 1993-09-23 | Bayer Ag | Optischer festphasenbiosensor auf basis fluoreszenzfarbstoffmarkierter polyionischer schichten |
GB9211402D0 (en) | 1992-05-29 | 1992-07-15 | Univ Manchester | Sensor devices |
US5306294A (en) | 1992-08-05 | 1994-04-26 | Ultrasonic Sensing And Monitoring Systems, Inc. | Stent construction of rolled configuration |
US5287861A (en) | 1992-10-30 | 1994-02-22 | Wilk Peter J | Coronary artery by-pass method and associated catheter |
US5656830A (en) | 1992-12-10 | 1997-08-12 | International Business Machines Corp. | Integrated circuit chip composite having a parylene coating |
US5353800A (en) | 1992-12-11 | 1994-10-11 | Medtronic, Inc. | Implantable pressure sensor lead |
US5433216A (en) | 1993-06-14 | 1995-07-18 | Mountpelier Investments, S.A. | Intra-abdominal pressure measurement apparatus and method |
US5477855A (en) | 1993-07-16 | 1995-12-26 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Shield for conductors of an implantable device |
US5516413A (en) | 1993-09-01 | 1996-05-14 | Westinghouse Electric Corporation | Rugged electrode for electrochemical measurements at high temperatures and pressures |
US5511547A (en) | 1994-02-16 | 1996-04-30 | Biomedical Sensors, Ltd. | Solid state sensors |
DE4415984A1 (de) | 1994-05-06 | 1995-11-09 | Bosch Gmbh Robert | Halbleitersensor mit Schutzschicht |
US5494562A (en) | 1994-06-27 | 1996-02-27 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Electrochemical sensors |
FR2722294B1 (fr) | 1994-07-07 | 1996-10-04 | Lyon Ecole Centrale | Procede d'analyse qualitative et/ou quantitative de substances biologiques presentes dans un milieu liquide conducteur et capteurs biochimiques d'affinite utilises pour la mise en oeuvre de ce procede |
US5454373A (en) | 1994-07-20 | 1995-10-03 | Boston Scientific Corporation | Medical acoustic imaging |
US5580699A (en) | 1994-08-16 | 1996-12-03 | Ventritex, Inc. | Method for manufacturing implantable cardiac defibrillation electrodes using a laser beam material removal process |
US5624537A (en) | 1994-09-20 | 1997-04-29 | The University Of British Columbia - University-Industry Liaison Office | Biosensor and interface membrane |
NL9401690A (nl) | 1994-10-13 | 1996-05-01 | Industrial Res Bv | In een lichaamsvat implanteerbare stent. |
US5823957A (en) | 1994-10-17 | 1998-10-20 | Biofield Corp | D.C. biopotential sensing electrode and electroconductive medium for use therein |
IL115756A0 (en) | 1994-10-27 | 1996-01-19 | Medinol Ltd | Stent fabrication method |
US5623275A (en) | 1994-10-31 | 1997-04-22 | Miller; Paul A. | Articulated message display matrix |
US5488957A (en) | 1994-11-21 | 1996-02-06 | General Electric Company | System and method for promoting adhesion between lens and matching layer of ultrasonic transducer |
US5676820A (en) | 1995-02-03 | 1997-10-14 | New Mexico State University Technology Transfer Corp. | Remote electrochemical sensor |
US5550790A (en) | 1995-02-10 | 1996-08-27 | Kistler-Morse Corporation | Acoustic transducer for level measurement in corrosive chemical environments |
US5564434A (en) * | 1995-02-27 | 1996-10-15 | Medtronic, Inc. | Implantable capacitive absolute pressure and temperature sensor |
US5561522A (en) | 1995-03-27 | 1996-10-01 | Alliedsignal Inc. | Integrated birefringent-biased pressure and temperature sensor system |
US5786439A (en) | 1996-10-24 | 1998-07-28 | Minimed Inc. | Hydrophilic, swellable coatings for biosensors |
US5606974A (en) | 1995-05-02 | 1997-03-04 | Heart Rhythm Technologies, Inc. | Catheter having ultrasonic device |
US5744902A (en) | 1995-05-16 | 1998-04-28 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army | Chemical and biological sensor based on microresonators |
US5630844A (en) | 1995-06-07 | 1997-05-20 | Novamed Medical Products Manufacturing, Inc. | Biocompatible hydrophobic laminate with thermoplastic elastomer layer |
EP0879069B1 (de) | 1995-06-12 | 2003-08-20 | Cordis Webster, Inc. | Katheter mit einem elektrischen führungssensor |
US5600071A (en) | 1995-09-05 | 1997-02-04 | Motorola, Inc. | Vertically integrated sensor structure and method |
US5695155A (en) | 1995-09-21 | 1997-12-09 | Hughes Aircraft Company | Resonator-based, surface-condition sensor |
US5711861A (en) | 1995-11-22 | 1998-01-27 | Ward; W. Kenneth | Device for monitoring changes in analyte concentration |
US5776324A (en) | 1996-05-17 | 1998-07-07 | Encelle, Inc. | Electrochemical biosensors |
US5814526A (en) | 1996-06-14 | 1998-09-29 | Vanguard International Semiconductor Corporation | Method of forming a DRAM stacked capacitor with a two step ladder storage node |
US5767687A (en) | 1996-11-29 | 1998-06-16 | Geist; Jon | Surface-capacitor type condensable-vapor sensor |
JP4011631B2 (ja) | 1997-01-03 | 2007-11-21 | バイオセンス・インコーポレイテッド | 圧力感応ステント |
US5759364A (en) | 1997-05-02 | 1998-06-02 | Bayer Corporation | Electrochemical biosensor |
US5766956A (en) | 1997-05-27 | 1998-06-16 | American Research Corporation | Diode laser-based chemical and biological sensor |
US5867886A (en) | 1997-10-20 | 1999-02-09 | Delco Electronics Corp. | Method of making a thick film pressure sensor |
-
1999
- 1999-07-16 US US09/354,631 patent/US6331163B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-06-28 SG SG200003630A patent/SG83801A1/en unknown
- 2000-06-29 EP EP00113140A patent/EP1068836A3/de not_active Withdrawn
- 2000-07-04 AU AU43837/00A patent/AU779088B2/en not_active Ceased
- 2000-07-05 PL PL00341197A patent/PL341197A1/xx unknown
- 2000-07-07 SK SK1030-2000A patent/SK10302000A3/sk unknown
- 2000-07-09 WO PCT/IL2000/000406 patent/WO2001005301A2/en active Application Filing
- 2000-07-09 AU AU57037/00A patent/AU5703700A/en not_active Abandoned
- 2000-07-09 IL IL13723100A patent/IL137231A0/xx unknown
- 2000-07-10 JP JP2000208550A patent/JP2001061790A/ja active Pending
- 2000-07-11 RU RU2000118118/14A patent/RU2220749C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2000-07-11 CA CA002313859A patent/CA2313859C/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-07-11 GB GB0016865A patent/GB2355532B/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-07-12 NZ NZ505711A patent/NZ505711A/en unknown
- 2000-07-12 KR KR10-2000-0039766A patent/KR100397197B1/ko not_active IP Right Cessation
- 2000-07-13 DE DE10033943A patent/DE10033943B4/de not_active Expired - Fee Related
- 2000-07-13 NO NO20003608A patent/NO20003608L/no not_active Application Discontinuation
- 2000-07-14 MX MXPA00006966A patent/MXPA00006966A/es unknown
- 2000-07-14 EE EEP200000306A patent/EE200000306A/xx unknown
- 2000-07-14 AR ARP000103629A patent/AR024750A1/es unknown
- 2000-07-14 BR BR0002803-7A patent/BR0002803A/pt not_active IP Right Cessation
- 2000-07-15 CN CNB001225979A patent/CN1144570C/zh not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-10-26 HK HK01107465A patent/HK1036394A1/xx not_active IP Right Cessation
Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1989006513A1 (en) * | 1988-01-25 | 1989-07-27 | Baylor College Of Medicine | Implantable and extractable biological sensor probe |
WO1993012718A1 (en) * | 1991-12-23 | 1993-07-08 | Pharmacia Deltec, Inc. | Guide wire apparatus with location sensing member |
US5619997A (en) * | 1994-01-28 | 1997-04-15 | Mizur Technology Ltd. | Passive sensor system using ultrasonic energy |
DE19507107C1 (de) * | 1995-03-01 | 1996-08-14 | Meinhard Prof Dr Knoll | Implantierbares Sensorsystem zur Bestimmung von Stoffkonzentrationen in lebenden Organismen |
DE19900363A1 (de) * | 1998-01-08 | 1999-07-15 | Microsense Cardiovascular Sys | Verfahren und Vorrichtung zur Befestigung eines Sensors in einem Körperlumen |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
GB2355532A (en) | 2001-04-25 |
AU779088B2 (en) | 2005-01-06 |
IL137231A0 (en) | 2001-07-24 |
AR024750A1 (es) | 2002-10-23 |
EE200000306A (et) | 2001-04-16 |
CN1144570C (zh) | 2004-04-07 |
NZ505711A (en) | 2002-05-31 |
CA2313859A1 (en) | 2001-01-16 |
EP1068836A3 (de) | 2002-01-02 |
NO20003608L (no) | 2001-01-17 |
AU4383700A (en) | 2001-01-18 |
KR20010049758A (ko) | 2001-06-15 |
CN1293348A (zh) | 2001-05-02 |
BR0002803A (pt) | 2001-03-13 |
GB2355532B (en) | 2003-04-30 |
SK10302000A3 (sk) | 2001-03-12 |
AU5703700A (en) | 2001-02-05 |
SG83801A1 (en) | 2001-10-16 |
DE10033943A1 (de) | 2001-02-08 |
KR100397197B1 (ko) | 2003-09-13 |
GB0016865D0 (en) | 2000-08-30 |
RU2220749C2 (ru) | 2004-01-10 |
MXPA00006966A (es) | 2004-10-15 |
NO20003608D0 (no) | 2000-07-13 |
EP1068836A2 (de) | 2001-01-17 |
HK1036394A1 (en) | 2002-01-04 |
PL341197A1 (en) | 2001-01-29 |
WO2001005301A2 (en) | 2001-01-25 |
JP2001061790A (ja) | 2001-03-13 |
CA2313859C (en) | 2003-01-14 |
US6331163B1 (en) | 2001-12-18 |
WO2001005301A3 (en) | 2001-05-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE10033943B4 (de) | Schutzüberzug für einen Körpersensor | |
AU2018286600B2 (en) | Method of detecting portal and/or hepatic pressure and a portal hypertension monitoring system | |
DE19900363A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Befestigung eines Sensors in einem Körperlumen | |
Meredith et al. | The application of resonance frequency measurements to study the stability of titanium implants during healing in the rabbit tibia | |
Pas et al. | A bilayered PVA/PLGA-bioresorbable shuttle to improve the implantation of flexible neural probes | |
US20020188207A1 (en) | Anchor for sensor implanted in a bodily lumen | |
Kössl et al. | Cochlear structure and function in bats | |
WO2019234152A1 (de) | Vorrichtung und verfahren zum bestimmen eines herzzeitvolumens für ein herzunterstützungssystem | |
DE19954666B4 (de) | Verfahren zur objektiven frequenzspezifischen Hörschwellenbestimmung mittels der Amplitude Modulation Following Response (AMFR) | |
DE2758039C3 (de) | Vorrichtung zur fortlaufenden und quantitativen Bestimmung der hämodynamischen Parameter wie Blutströmungsgeschwindigkeit, Blutdruck, Herzschlag-Volumen | |
DE102008040790A1 (de) | Intravaskuläre Messung strömungsmechanischer Parameter mittels OFW-Transponder | |
Khanna et al. | Changes in cellular tuning along the radial axis of the cochlea | |
Morioka et al. | Sound-induced displacement responses in the plane of the organ of Corti in the isolated guinea-pig cochlea | |
EP3806920B1 (de) | Medizinisches implantat, anordnung zum implantieren des medizinischen implantats sowie anordnung zum erfassen eines intrakorporalen bewegungsmusters mit dem medizinischen implantat | |
DE19640050C2 (de) | Vorrichtung und Verfahren zum Prüfen einer Quelle akustischer Wellen | |
DE19640051C2 (de) | Vorrichtung und Verfahren zum Prüfen einer Quelle akustischer Wellen | |
MXPA99000384A (en) | Method and device for fixing a sensor in a lumen corpo | |
WO2003092492A1 (en) | Anchor for a sensor implanted in a bodily lumen |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |