AT504569A1

AT504569A1 - Vorrichtung zur signalverarbeitung und verfahren und vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive messung des arteriellen blutdruckes

Info

Publication number: AT504569A1
Application number: AT20432006A
Authority: AT
Inventors: Juergen Fortin; Rupert Gruellenberger
Original assignee: Cnsystems Medizintechnik Gmbh
Priority date: 2006-12-11
Filing date: 2006-12-11
Publication date: 2008-06-15
Also published as: AT504569B1

Description


  Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Signalverarbeitung insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes.
Mit der kontinuierlichen Erfassung des Blutdruckes in einer Arterie auf nichtinvasive Weise (Continuous [pound]Jon-invasive Arterial Pressure CNAP) beschäftigen sich Wissenschaftler und Forscher seit Jahrzehnten. 1942 stellte R. Wagner in München ein mechanisches System vor, das an der A. radialis mit der Hilfe der sog. "Vascular Unloading Technique" - dem Prinzip der entspannten Gefässwand - den Druck in der Arterie aufzeichnen konnte (Wagner R. "Methodik und Ergebnisse fortlaufender Blutdruckschreibung am Menschen", Leipzig, Georg Thieme Verlag, 1942; Wagner R. et. al. "Vereinfachtes Verfahren zur fortlaufenden Aufschrift des Blutdruckes beim Menschen", Zschr. Biol. 112, 1960). Das 1973 von J.

   Penaz in Dresden vorgestellte Verfahren zur unblutigen Bestimmung des Blutdruckes (Digest of the lOth International Conference on Medical and Biological Engineering 1973 Dresden) wendet ebenfalls die Vascular Unloading Technique an. Diese ermöglichte erstmals eine kontinuierliche Registrierung des intraarteriellen Blutdruckes mit der Hilfe eines elektro-pneumatischen Regelkreises. Bei diesem Verfahren wird ein Finger durchleuchtet und durch eine Servoregelung und eine Manschette wird ein Druck auf dem Finger derart aufgebracht, dass der durch die Durchleuchtung registrierte, ursprünglich pulsatile Fluss, konstant gehalten wird.
Dieses Verfahren stellt sich im Prinzip wie folgt dar: Eine Extremität des menschlichen Körpers in der sich eine Arterie befindet, wie zum Beispiel der Finger, die Handwurzel oder die Schläfe wird mit mindestes einer Lichtquelle durchleuchtet.

   Das Licht, das diese Extremität durchströmt (z.B. Finger) oder an einem Knochen reflektiert wird (z.B. Handwurzel, Schläfe), wird mit einem geeigneten Lichtdetektor registriert und ist ein Mass für das Blutvolumen in der Extremität (plethysmographisches Signal s(t)), genauer ein Mass für den Blutfluss in der Extremität, der ja bekanntlich die Volumensänderung pro Zeit ist. Je mehr Blut sich in der Extremität befindet, desto mehr Licht wird absorbiert und desto kleiner ist s(t). s(t) wird um seinen Mittelwert smeanbereinigt und somit [Delta]s(t) einem Regler zugeführt.

   Der vom Regler gebildete Stellwert wird verstärkt, zu einem konstanten Arbeitspunkt (Setpoint SP) addiert und einem Servo- oder Proportionalventil zugeführt, das einen Druck in einer Manschette erzeugt, die an oder über der vom Licht durchleuchteten Extremität angeordnet ist.
Die Regelbedingung legt fest, dass [Delta]s(t) über die Zeit durch den anliegenden Druck konstant gehalten wird. Wenn während der Systole das Herz mehr Blut in die Extremität pumpt und [Delta]s(t) kleiner wird, so erhöht der Regler seinen Stellwert und der Druck in der anliegenden Manschette steigt so lange, bis das über schüssige Blut herausgedrückt wird und somit [Delta]s(t) wieder ausgeglichen wird.

   Umgekehrt, wenn während der Diastole weniger Blut in die Extremität strömt, weil sich das Herz in der Füllphase befindet und daher [Delta]s(t) steigt, senkt der Regler seinen Stellwert und vermindert dadurch den Druck am Finger. [Delta]s(t) bleibt wieder konstant. Durch die beschriebene Regelbedingung ([Delta]s(t) und somit das arterielle Blutvolumen in der Extremität bleiben über die Zeit konstant), ist der Druckunterschied (der so genannte transmurale Druck) zwischen dem intraarteriellen Druck und dem aussen anliegenden Druck gleich Null. Somit entspricht der aussen anliegende Druck dem intra-arteriellen Druck in der Extremität. Dieser kann mittels eines Manometers somit kontinuierlich und nicht-invasiv gemessen werden.
Bei der oben angeführten Beschreibung des Penaz-Prinzips befindet sich der Regelkreis in der sogenannten "Closed Loop" Operation.

   Die Regelschleife kann aber auch geöffnet werden (Open Loop), wobei der Stellwert des Reglers nicht mit dem Arbeitspunkt (Setpoint SP) addiert wird. Der Druck in der Manschette ist dann nicht von [Delta]s(t) abhängig, sondern wird vom SP vorgegeben. In dieser Betriebsart wird der optimale SP an der Extremität ermittelt. Dieser SP entspricht laut Penaz dem mittleren arteriellen Blutdruck in der Extremität und ist dadurch gekennzeichnet, dass die Pulsationen von [Delta]s(t) am grössten sind.
Dabei wird stillschweigend angenommen, dass der bei der Durchleuchtung registrierte, pulsatile Signalanteil [Delta]s(t) genau dem arteriellen Blutfluss bzw. dessen Verlauf im zu messenden Körperteil (meistens der Finger) entspricht.

   Dies ist aber nur dann der Fall, wenn das Blut im Sensorgebiet gleichmässig durch das Bett der Kapillaren fliesst und der venöse Rückstrom (Rückfluss) konstant ist. Der arteriell-venöse Blutstrom ist jedoch sehr veränderlich. Die Veränderungen der venösen Lichtabsorption sind daher eine bedeutende Quelle für Störungen des Vascular Unloading Signals und des daraus gewonnen arteriellen Blutdruckes.
Die photoplethysmographische Methode nach Penaz bzw. "Vascular Unloading Technique" oder in manchen Publikationen auch "Volume Clamp Methode" genannt, wurde weiter verbessert. Die EP 0 537 383 AI (TNO) zeigt beispielsweise eine aufblasbare Fingermanschette für die nicht-invasive kontinuierliche Blutdrucküberprüfung. Der aufblasbare zylindrische Raum ist pneumatisch mit einer Fluidquelle verbunden.

   Eine Infrarotlichtquelle und ein Detektor sind beidseitig des Fingers innerhalb des festen Zylinders positioniert. Es ist ein Ventil zum Füllen des Zylinders mit Gas vorgesehen. Weiters sind elektrische Kabel für die Infrarotlichtquelle und des Detektors hindurchgeführt. Die US 4,510,940 A (Wesseling) und die US 4,539,997 A (Wesseling) zeigen Vorrichtungen zur kontinuierlichen nicht-invasiven Messung des Blutdruckes. Es sind eine fluidgefüllte Manschette, eine Lichtquelle, ein Lichtdetektor und ein Differenzdruckverstärker vorgesehen. Weiters zeigt die Veröffentlichung US 4,597,393 (Yamakoshi) eine Variante des Penaz-Prinzips. 
In der WO 00/59369 A2 sind Verbesserungen der Ventilsteuerung bzw. des Druckerzeugungssystems sowie unterschiedliche Ausführungen der Druckmanschetten (z.B. Doppelmanschette) an verschiedenen Extremitäten dargestellt.

   In der WO 04/086963 A2 wird dargelegt, wie man die Doppelmanschette dahingehend nutzen kann, dass in einer Manschette der Blutdruck gemäss dem Penaz-Prinzip gemessen wird, wobei in der anderen Manschette eine optimierte Kontrolle des Arbeitspunktes (Setpoint SP) vorgenommen wird. Die WO 05/037097 AI beschreibt ein verbessertes Regelungssystem für die Vascular Unloading Technique, wobei innen liegende Regelschleifen quasi optimierte Verhältnisse für die nächsten aussen liegenden Regelschleifen darstellen.
Die genannten Veröffentlichungen stellen zwar Verbesserungen der Vascular Unloading Technique dar, es wird dabei aber stillschweigend angenommen, dass der pulsatile Anteil [Delta]s(t) des plethysmographischen Signals s(t) dem arteriellen Signalanteil bzw.

   dem arteriellen Blutfluss entspricht.
Aus der Pulsoximetrie (optisches Verfahren zur nicht-invasive Bestimmung der Sauerstoffsättigung) ist es bekannt, Bewegungsartefakte, die das arterielle Signal a(t) stören, durch geeignete Massnahmen zu eliminieren. In den Patentschriften US 4,653,498 A, US 5,025,791 A, US 4,802,486 A, US 5,078,136 A, US 5,337,744 A sowie US 6,845,256 A werden Methoden genannt, wie diese Bewegungsartefakte aus den gemessenen Signalen entfernt werden können.

   Diese Methoden eignen sich jedoch nicht als Grundlage für die Trennung zwischen dem arteriellen Signal a(t) und dem venösen Signal v(t) bzw. sind nicht Gegenstand der vorliegenden Erfindung.
In den Patenten und Patentanmeldungen US 5,769,785 A, US 6,036,642 A, US 6,157,850 A, US 6,206,830 A, US 6,263,222 A, WO 92/15955, EP 0 574 509 Bl, DE 692 29 994, WO 96/12435 A2 werden neuartige Methoden zur Signalanalyse beschrieben, die aus zwei oder mehreren plethysmographischen Signalen die Störsignale aus einem Nutzsignal für die Messung der Sauerstoffsättigung mittels Pulsoximetrie eliminieren. In diesen Druckschriften werden u.A. Signalanalyseverfahren wie "Linear Relationship", "Adaptive Filter", "Adaptiver Signal Prozessor", "Adaptive Noise Canceler", "Seif Optimizing Filter", "Kaiman Filter" beschrieben.

   Die erwähnten Signalanalyseverfahren werden nicht nur in der Elektronik, sondern auch in der Medizin bei medizinischen bzw. physiologischen Signalen angewendet. (A.F.M. Smith and M. West: "Monitoring Renal Transplants: An Application for the Multiprocess Kaiman Filter", Biometrics 39 (1983) p. 867 - 878; K. Gordon: "The Multi State Kaiman Filter in Medical Monitoring", Computer Methods and Programs in Biomedicine 23 (1986), p. 147-154).

   Die genannten Verfahren bilden eine der Grundlagen für den Gegenstand der vorliegenden Erfindung. *   * *
Aufgabe der Erfindung ist es, im Allgemeinen eine Vorrichtung zu Signalverarbeitung derart zu verbessern, dass eine klare Trennung zwischen den Nutz- und Beisignalen einer ersten und zumindest einer zweiten, zeitlich veränderbaren Grösse möglich ist, und im Speziellen eine Vorrichtung und ein Verfahren für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes vorzuschlagen, durch welche(s) eine klare Trennung zwischen arteriellem (Nutz-) Signal a(t) und venösen (Bei-) Signal v(t) des Blutvolumens bzw.

   Blutflusses erzielbar ist.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäss durch eine Vorrichtung mit folgenden Komponenten gelöst:
zumindest einem Detektor, zur Bereitstellung eines ersten Messsignals S[iota](t) aus einer Messstrahlung einer definierten Wellenlänge, die sich ausgehend von einer ersten Strahlungsquelle entlang eines Ausbreitungsweges ausbreitet und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus einer weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, die sich ausgehend von zumindest einer weiteren Strahlungsquelle ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreitet, wobei sich ein Teil der Ausbreitungswege in einem Ausbreitungsmedium befindet, wobei das erste Signal S[iota](t) aus einem Nutzsignal a[iota](t) und einem Beisignal V[iota](t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t)

   besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale a[iota](t) bis aN(t) das Ergebnis einer ersten, zeitlich veränderbaren Grösse a(t) im Ausbreitungsmedium ist und das erste und weitere Beisignale V[iota](t) bis vN(t) das Ergebnis einer zweiten, zeitlich veränderbaren Grösse v(t) im Ausbreitungsmedium ist;
einer Einrichtung zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf das Ausbreitungsmedium, wobei das Drucksignal p(t) eine Funktion der ersten, zeitlich veränderbaren Grösse a(t) des Ausbreitungsmediums oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor gemessenen Signalen S[iota](t) bis sN(t) ist;

  
einem Referenzsignalgenerator, der die vom Detektor gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrössen aufweist und aus diesen Eingangsgrössen ein Referenzsignal [Delta]n'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion der zweiten, zeitlich veränderbaren Grösse v(t) oder der Beisignale V[iota](t) bis vN(t) besteht.
einem Filter, das an einem Eingang das Referenzsignal [Delta]n'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter in zumindest einem der vom Detektor gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) das jeweilige Beisignal V[iota](t) bis vN(t) vom Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt.

   Eine bevorzugte Anwendung findet das erfindungsgemässe Konzept zur Signalverarbeitung in einer Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes mit folgenden Komponenten:
einer ersten (1) und zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) zur Bereitstellung einer ersten und einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlängen;

  
zumindest einem Detektor (4), zur Bereitstellung eines ersten Messsignals S[iota](t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus der weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei sich die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreiten und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil (3) befindet, wobei das erste Signal S[iota](t) einen ersten arteriellen Signalanteil ax(t) und einen ersten venösen Signalanteil V[chi](t) aufweist und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) einen weiteren arteriellen Signalanteil aN(t) und einen weiteren venösen Signalanteil vN(t) aufweist, wobei der erste und weitere arterielle Signalanteile a[iota](t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen arteriellen Blutflusses a(t)

   im Körperteil (3) ist und der erste und weitere venöse Signalanteile V[iota](t) bis vN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen venösen Blutflusses v(t) im Körperteil (3) ist;
einer Einrichtung (9, 10, 11, 12) zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil (3), wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor (4) gemessenen Signalen s[iota](t) bis sN(t) ist;

  
einem Referenzsignalgenerator (6), der die vom Detektor (4) gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrössen aufweist und aus diesen Eingangsgrössen ein Referenzsignal [Delta]n'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der venösen Signalanteile V[iota](t) bis vN(t) besteht.
einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal [Delta]n'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) den jeweiligen venösen Signalanteil V[iota](t) bis vN(t) vom arteriellen Signalanteil a[iota](t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt, wobei der arterielle Signalanteil dem arteriellen Blutfluss a(t)

   proportional ist.
Durch die erfindungsgemässe Vorrichtung ist eine klare Trennung zwischen arteriellem (Nutz-) Signal (z.B. ax(t) und venösem (Bei-) Signal (z.B. vx(t)) des Messsignals möglich. Daher kann man ausschliesslich den Signalanteil des arteriellen Blutes a(t) als Eingangsgrösse für die Vascular Unloading Technique verwenden.
Der herausgefilterte venöse Signalanteil v(t) kann beispielsweise dafür verwendet werden, um einen weiteren Nachteil der bestehenden Methode der Vascular Unloading Technique zu verbessern: Durch den Gegendruck am gemessene Körperteil wird der venöse Rückstrom aus dem Sensorgebiet behindert und dadurch verfärbt sich z.B. der Finger blau - es entsteht eine lokale Zyanose.

   Durch Überwachung des venösen Signalanteiles sowie der venösen Sauerstoffsättigung kann das System abgeschaltet bzw. auf einen weiteren Sensor umgeschaltet werden, bevor die Messung für den Patienten unangenehm wird. Durch diese Trennung in arteriellen und venösen Signal kann weiters auch die Sauerstoffsättigung des arteriellen sowie des venösen Bluts gemessen und angezeigt werden.
Die Trennung von Nutz- und Störsignal ist zwar aus der modernen Nachrichtentechnik und Elektronik bekannt, hier ist es jedoch notwendig, weitere charakteristische Eigenschaften der beiden Signale zu kennen. Bei der Erfindung wird der Umstand ausgenutzt, dass arterielles Blut einen anderen Absorptionskoeffizienten bei einer bestimmten Wellenlänge des Lichtes hat als venöses Blut.

   Weiters muss für die Trennung auch die charakteristische Eigenschaft der Vascular Unloading Technique beachtet werden, nämlich dass das durch Durchleuchtung bzw. Reflexion gewonnene Signal durch den aufgebrachten Gegendruck minimiert wird.
Das erfindungsgemässe Verfahren für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil zeichnet sich durch folgende Schritte aus:
Bereitstellen einer ersten und zumindest einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlängen;

  
Erfassen eines ersten Messsignals S[iota](t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus der weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausgestrahlt werden und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in dem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil befindet, wobei das erste Signal S[iota](t) aus einem Nutzsignal a[iota](t) und einem Beisignal vx(t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale a[iota](t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderbaren arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil ist und das erste und weitere Beisignale V[iota](t) bis vN(t)

   das Ergebnis des zeitlich veränderbaren venösen Blutflusses v(t) im Körperteil ist; Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil, wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteils oder eine Funktion aus einem oder mehreren der Signale S[iota](t) bis sN(t) ist;

  
Berechnen eines Referenzsignals [Delta]n'(t) aus den Signalen S[iota](t) bis sN(t) und dem Drucksignal p(t) als, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der Beisignale V[iota](t) bis vN(t) besteht.
Trennen des jeweilige Beisignals V[iota](t) bis vN(t) vom Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) der erfassten Messsignale S[iota](t) bis sN(t) mit einem Filter, dem das Referenzsignal [Delta]n'(t)zugeführt wird, wobei die Filtercharakteristik des Filters mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) dem arteriellen Blutfluss a(t) proportional ist.
Der wesentliche Unterschied der vorliegenden Erfindung zu jenem Stand der Technik, der sich mit der Sauerstoffsättigung beschäftigen, liegt darin, dass sich die Massnahme für die Trennung von arteriellen (Nutz-) und venösen (Stör-)

   Signalanteil (z.B. Filter oder andere geeignete Methoden zur Signalanalyse) innerhalb eines Regelkreises befindet. Dieser Regelmechanismus bringt in der bekannten Weise Energie bzw. einen Druck am gemessenen Körperteil auf, welcher dem arteriellen Blutdruck entspricht. Dieser Druck verändert somit die gemessenen plethysmographischen Signale aller aufgebrachten Wellenlängen an besagter Körperstelle und minimiert den arteriellen Signalanteil a(t). Im Idealfall wird dieser sogar gegen Null gebracht.
Der aufgebrachte Druck ist weiters direkt abhängig vom Nutzsignal. Dieses arterielle (Nutz-) Signal a(t) beeinflusst also die Messung des gewünschten Signals den arteriellen Blutdruck - der an der Körperstelle als (Gegen-) Druck aufgebracht wird.

   Die für die Regelung und Erzeugung dieses Druckes notwendigen plethysmographischen Signale - d.h. die über Lichtsensoren gemessenen Signale beeinflussen sich über die Regelschleife selbst. Das muss zwangsläufig auch das Verhalten der Signalanalyseverfahren verändern, denn durch den aufgebrachten Druck wird auch das venöse (Bei-) Signal v(t) moduliert und ist somit nicht mehr unabhängig vom arteriellen Signal a(t). Auf diesen Umstand, dass a(t) und v(t) somit nicht unabhängige Signale sind, muss in geeigneter Form Rücksicht genommen werden.

   Dafür ist ein weiterer Freiheitsgrad in der Regelschleife notwendig und es kann z.B. der Umstand herangezogen werden, dass das arterielle Signal a(t) bei optimaler Einstellung des Regelkreises minimiert und im Idealfall sogar zu Null wird.
Das für die Trennung zwischen arteriellem (Nutz-) Signal a(t) und venösem (Bei) Signal v(t) verantwortliche Filter braucht für die Bestimmung der Filtereigenschaften ein Referenzsignal n(t), welches später noch ausführlich beschrieben wird. Dieses Referenzsignal wird bei den Patenten von Diab et. al. aus Lichtsignalen und deren Korrelationen gewonnen. Bei der vorliegenden Erfindung ist es aber unabdingbar, dass auch der an der gemessenen Körperstelle aufgebrachte Druck p(t) in die Bestimmung des Referenzsignals n(t) einfliessen muss.

   Dies ist ein weiterer wesentlicher unterschied zum Stand der Technik.
Durch den am Körperteil aufgebrachten Druck kommt es auch zu physiologischen Veränderungen. Zwar ist die arterielle Versorgung des Körperteiles immer gegeben, denn durch den aussen aufgebrachten Druck wird die Arterie nicht abgeklemmt, sondern es wird nur der Durchmesser der Arterie - und somit das Blutvolumen, das über das plethysmograpisch gemessene Signal ermittelt wird konstant gehalten. Deswegen wird die Vascular Unloading Technique auch "Volume Clamp Method" genannt. Anders ist es im kapillaren Bett und beim venösen Blutstrom. Dieser wird zunächst vom aufgebrachten Druck behindert, bis der Druck im venösen Gefässsystem annähernd gleich gross oder grösser ist. Erst dann kommt es zu einem venösen Rückstrom.

   Der vorhin beschriebene Umstand, dass das venöse Signal vom Druck, der wiederum vom arteriellen Signal erzeugt wird moduliert wird, ist also nicht nur eine rechnerische Tatsache, sondern findet tatsächlich statt. Es kommt durch die Behinderung des venösen Rückstromes bei den meisten Patienten zu einer blauen Verfärbung der Körperstelle (Zyanose), die aber harmlos ist, weil ja die Versorgung mit sauerstoffreichen arteriellem Blut immer gegeben ist. Dieser erhöhte Druck im kapillaren Bett und in den Venen führt zwangsläufig dazu, dass mehr Erythrozyten ihre Sauerstoffmoleküle abgeben können, weil sie länger an den Orten des Austausches verweilen - die Sauerstoffsättigung des venösen Blutes sinkt im Bereich der gemessenen Körperstelle.

   Dieser Umstand ist für den Patienten an und für sich harmlos, es muss aber bei der Messung der Sauerstoffsättigung darauf Rücksicht genommen werden. Weiters kann dieser Umstand dazu benutzt werden um eine Sicherheitsmassnahme in das System einzubauen. Falls es durch eine Fehlfunktion doch zu einem Abschüren der arteriellen Blutversorgung kommt, kann dies durch die Überwachung der Sauerstoffsättigung detektiert werden und das System schaltet selbsttätig ab oder misst an einer anderen Körperstelle weiter. Diese Überwachungsfunktion ist eine weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung.
Die Bestimmung der Sauerstoffsättigung des arteriellen und venösen Blutes im selben Sensor, der auch für die Messung des arteriellen Blutdruckes verwendet wird, ist ebenfalls eine vorteilhafte Weiterbildung der vorliegenden Erfindung.

   Die herkömmliche Pulsoximetrie, die aus den beiden pulsatilen plethysmographischen Signalen das Verhältnis der optischen Dichte r und daraus wiederum die Sauerstoffsättigung SpO2 bestimmt, funktioniert hier nicht. Der Umstand, dass sowohl das arterielle Signal per se aber auch das venöse Signal durch den aufgebrachten Druck Anteil an den pulsatilen Signalkomponenten hat, würde die Bestimmung der optischen Dichte r verfälschen. Ein Filter oder eine andere geeig nete Massnahme der Signalanalyse um arterielles Blut vom venösen Blut zu trennen muss vorhanden sein, um die Sauerstoffsättigung zu bestimmen. Weiters muss berücksichtigt werden, dass das arterielle (Nutz-) Signal vom Regelkreis minimiert wird.

   Diese Eigenschaften weist das vorhandene Filter, das sich im Regelkreis für die Messung des arteriellen Blutdruckes bereits befindet auf, sodass die Bestimmung der Sauerstoffsättigung quasi ein vorteilhaftes Nebenprodukt der vorliegenden Erfindung ist.
Die JP 06-063024 A2 (Igarashi et. al) beschreiben ein Instrument zur gleichzeitigen Bestimmung des Blutdrucks und der Sauerstoffsättigung SpO2 in einem Sensor. Dabei wird die Penaz-Methode einfach dadurch erweitert, dass eine zweite Lichtquelle mit unterschiedlicher Wellenlänge vorhanden ist. Während der pulsatile Anteile eines Lichtsignals für die Vascular Unloading Technique zur Bestimmung des Blutdruckes verwendet wird, wird aus dem Verhältnis der beiden pulsatilen Anteile die Sauerstoffsättigung bestimmt.

   Es ist kein Filter oder eine andere geeignete Massnahme der Signalanalyse vorhanden um arterielles Blut vom venösen Blut aus den beiden Signalen unterschiedlicher Wellenlänge zu trennen. Weiters werden keine Massnahmen gesetzt, die die vorhin beschriebenen Veränderungen der plethysmographischen Signale durch den aufgebrachten Druck berücksichtigen. Durch den veränderten venösen Rückstrom, der vom arteriellen Signal über die Regelschleife moduliert wird, ist eine Verfälschung des Messwertes zu erwarten. Ganz einfach gesagt - durch den angebrachten Gegendruck und den dadurch entstandenen venösen Rückstau an der Messstelle wird der SpO2-Wert deutlich verfälscht.

   Es kommt zu einer Unterschätzung der tatsächlichen Sauerstoffsättigung.
Die US 5,111,817 A (Clark et. al.) beschreiben ebenfalls ein System und eine Methode zur gleichzeitigen Bestimmung von Blutdruck und Sauerstoffsättigung. Auch hier befindet sich innerhalb einer Manschette eine zweite Lichtquelle unterschiedlicher Wellenlänge. Es fehlt hier aber die Regelschleife, die für die Bestimmung des kontinuierlichen Blutdruckes mittels der Penaz- bzw. Vascular Unloading Technique notwendig wäre. Der Blutdruck wird hierbei so gemessen, dass die plethysmographischen Signale bei bestimmtem konstantem Drücken in der Manschette ermittelt werden. Aus den Druck-Volumenverhältnissen wird ein sog. Hardy Model errechnet, das in weiterer Folge für die Ermittlung des Blutdruckes aus den plethysmographischen Signalen verantwortlich ist.

   Es fehlt weiters neben der Regelschleife auch ein Filter für die Trennung zwischen arteriellen und venösen Signalanteilen.
Die US 4,927,264 A (Shiga et. al.) offenbart ebenfalls eine Manschette und eine zweite Lichtquelle unterschiedlicher Wellenlänge im selben Sensor. Es handelt sich aber dabei um ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung der venösen Sauerstoffsättigung, wo ebenfalls eine Regelschleife und auch ein Filter für die Trennung zwischen arteriellen und venösen Signalanteilen fehlen. .. ... .. ... . .
An dieser Stelle wird darauf hingewiesen, dass bei der Erfindung alle angeführten Schaltungen sowohl als Hardware, z.B.

   auf einer elektronischen Printplatte, als auch als Software, beispielsweise in einem Rechner oder digitalen Signalprozessor DSP, ausgeführt werden können.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand von zum Teil schematischen Zeichnungen näher erläutert.
Es zeigen: Fig. 1 eine erfindungsgemässe Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes, Fig. 2 die Vorrichtung gemäss Fig. 1 mit einer ersten Variante des Filters, Fig. 3 die Vorrichtung gemäss Fig. 1 mit einer zweiten Variante des Filters, Fig. 4 in einer Kalibrationskurve den Zusammenhang zwischen dem optischen Dichteverhältnis r und der Sauerstoffsättigung SpO2, die Fig. 5a bis 5c Varianten der Ausgangsleistungsdiagramme der Filter sowie die Fig. 6a bis 6c weitere Varianten der Ausgangsleistungsdiagramme der Filter
Fig.

   1 beschreibt den generellen Regelkreis der erfindungsgemässen Vorrichtung die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes mit einem Filter 7 zur Trennung der Signalanteile. Zunächst wird mit einer Strahlungsquelle bzw. Lichtquelle 1 sowie mit mindestens einer weiteren Strahlungsquelle bzw. Lichtquelle 2 unterschiedlicher Wellenlänge ein von einer Arterie durchflossener Körperteil 3 durchstrahlt. Dazu verwendet man vorzugsweise Leuchtdioden (LED) oder Laserdiode mit rotem bzw. infrarotem Licht. Ein geeigneter Körperteil ist z.B. der Finger mit der dazugehörigen A. digitalis, es bietet sich aber auch die Schläfe mit der A. temporalis an. Hierbei wird das Licht an Schläfenknochen reflektiert. Das Licht wird von dem Körperteil 3 in unterschiedlichem Mass abhängig von der arteriellen und venösen Durchblutung absorbiert.

   Weiters ist die Absorption bei unterschiedlichen Wellenlängen abhängig vom Sauerstoffgehalt des Blutes. Es ist bekannt, dass sich sauerstoffreiches Blut rot verfärbt, sauerstoffarmes Blut hingegen bläulich. Die absorbierte Strahlung der zumindest zwei unterschiedlichen Wellenlängen wird an geeigneter Stelle von einem oder mehreren Detektoren 4 (z.B. Photodiode) gemessen. Damit nun zwischen den Signalen der unterschiedlichen Wellenlängen unterschieden werden kann, ist vorzugsweise ein Demultiplexer 5 vorhanden. Dieser steuert auch die Einschaltpunkte der Lichtquellen 1 und 2 und erzeugt somit zwei oder mehrere Signale (z.B. S[iota](t), s2(t) bis sN(t)), die mit der Absorption der Strahlung bei den jeweilig unterschiedlichen Wellenlängen korrespondieren.

   Die beiden Signale sind auch ein Mass für das Blutvolumen, das sich aktuell im Körperteil 3 befindet, bzw. ein Mass für den Blutfluss, der ja bekanntlich der Volumensänderung [Delta]V pro Zeiteinheit entspricht.
Die zumindest zwei Signale S[iota](t) und s2(t) bis sN(t) werden nun an einen Refernzsignalgenerator 6 weitergeleitet, der aus den beiden Signalen S[iota](t) und s2(t) bis sN(t) gemeinsam mit dem später noch zu beschreibenden Druck p(t) ein Sig nal [Delta]n'(t) erzeugt, das die selben Frequenzeigenschaften besitzt wie eines der beiden Signale a(t) oder v(t). Dieses Referenzsignal dient nun dem nachgeschalteten Filter 7 dazu, sich gemäss den jeweiligen Frequenzeigenschaften einzustellen. Somit kann das Filter 7 zwischen arteriellem und venösem Blutvolumen bzw. Blutfluss a(t) und v(t) im Körperteil 3 unterscheiden.

   Diese beiden Signale a(t) und v(t) werden dann einem Regler 8 weitergeleitet, der mit Hilfe einer Einrichtung aus einem oder mehreren Ventilen 9, einem Luftdruckerzeugungssystem bzw. Pumpe 10 und einer Manschette 12 einen Druck p(t) erzeugt, welcher mit einem Manometer 11 gemessen wird. Dieser Druck p(t) wirkt in der Manschette 12, die am zu vermessenden Körperteil 3 angebracht ist. Die Regelbedingung der Reglers 8 lautet, dass das arterielle Signal oder der arterielle Blutfluss a(t) über eine Zeitperiode mit der Hilfe des Druckes p(t) konstant gehalten wird. Die Charakteristik des Reglers 8 wirkt auch auf die Charakteristik des Referenzsignalgenerator 6 und somit auf das Filter 7 zurück.
Fig. 2 beschreibt eine mögliche Ausführungsform des Filters sowie die verschiedenen Einflüsse auf die Bestimmung der Filtercharakteristika N bzw. der Reglerübertragungsfunktion h.

   Es können zwar zwei oder mehrere Signale unterschiedlicher Wellenlänge für die vorliegende Erfindung verwendet werden, sinnvoller Weise wird man aber ein Signal mit rotem Licht und ein Signal mit infrarotem Licht verwenden. Deswegen wird ab nun die Bezeichnung für die Signale Si(t) und s2(t) bis sN(t) durch die Bezeichnung sR(t) und S[iota]R(t) für die bessere Verständlichkeit ersetzt.
Beispielsweise kann eine sogenannte "Bi-color LED" eingesetzt werden, die mit hoher Frequenz zwischen einer ersten Wellenlänge von z.B. 660 nm und einer zweiten Wellenlänge von z.B. 940 nm umgeschaltet werden kann.

   Die beiden Lichtquellen 1 und 2 liegen dadurch mit dem Detektor 4 auf einer einzigen optischen Achse, wodurch die Ausbreitungswege der beiden Messstrahlungen zusammenfallen und das Messergebnis verbessert wird.
Zunächst werden in Fig. 2 die aus dem Demultiplexer 5 gewonnnen Signale s (t) und S[iota]R(t) von ihrem Mittelwert bereinigt. Dies kann beispielsweise mit den beiden Hochpassfilter 13 und 14 geschehen. Aus den beiden Signalen [Delta]sR(t) und [Delta]s[iota]R(t) gewinnt der Referenzsignalgenerator 6 J unterschiedliche Referenzsignale ni - nj. Die dazu notwendigen r-Werte werden im r-Selektor 15 erzeugt. Ein weiteres Filter 16, das die inverse Charakteristik des Reglers 8 aufweist, erzeugt weiters ein gefiltertes Drucksignal, das ebenfalls für die Gewinnung der Referenzsignale benötigt wird.

   Aus diesen J Referenzsignalen werden nun J Filtercharakteristika für eine Filtermatrix 17 bestimmt. Es entstehen J unterschiedliche Filter, mit denen die Signale sR(t) oder S[iota]R(t) gefiltert werden können. Eine Entscheidungsmatrix (Decision Matrix) 18 wählt nun aus diesen J Filtern in der Filtermatrix 17 die geeigneten Filter mit Hilfe der Auswahlschalter 19 und 20 aus, um a(t) bzw. v(t) zu erzeugen. Die ausgewählten Filter entsprechen den r .
Werten die genau zu der arteriellen Sauerstoffsättigung aSpO2 bzw. rasowie der venösen Sauerstoffsättigung vSpO2 bzw. rvpassen.

   Somit ist auch aSpO2 bzw. vSpO2 bestimmt und diese Werte können mit den Anzeigen 21 und 22 angezeigt werden.
Fig. 3 beschreibt eine weitere Ausführungsform des Filters sowie die Einflüsse auf die Bestimmung der Filtercharakteristika N bzw. der Reglerübertragungsfunktion h in Bezug auf die zeitoptimierte Bestimmung von a(t) und v(t). Dabei wird anstatt dass a(t) und v(t) aus den richtig gewählten Filtern mit der Charakteristik von rabzw. rvgewonnen wird die Tatsache ausgenützt, dass die beiden Signale a(t) und v(t) gewissen Formeln, die später beschrieben werden entsprechen. Man tauscht bei der hier vorliegenden Ausführung die Auswahlschalter 19 und 20 gegen die Rechenwerke 23 und 24. Diese Rechenwerke berechnen a(t) und v(t) anhand der vorgegeben rabzw. rv.

   Diese r-Werte rabzw. rvkönnen zeitlich unkritisch aus der Filtermatrix 17 bzw. dem r-Selektor 15 gewonnen werden, die Rechenwerke hingegen können a(t) und v(t) in Echtzeit berechnen.
Fig. 4 zeigt eine typische Kalibrationskurve zwischen dem optischen Dichteverhältnis r und der Sauerstoffsättigung SpO2.
Die Fig. 5a bis 5c beschreiben verschiedene Möglichkeiten der Ausgangsleistungsdiagramme. Fig. 5a zeigt typische Ausgangsleistungen der J Filter, wenn die arterielle Sauerstoffsättigung aSpO2 = 96% (ra= 0,612) und die venöse Sauerstoffsättigung vSpO2 = 72% (rv= 1,476) ist. Bei r = 1 (SpO2 = 86,7%) entsteht ebenfalls ein lokales Maximum (Peak) der Ausgangsleistungen durch die Rückkoppelung des Druckes auf Körperteil 3, der sich in den durch LED 1 und 2 gewonnenen Signalen sR(t) oder S[iota]R(t) auswirkt.

   Die Entscheidungsmatrix 18 kann genau zwischen aSpO2 (ra) und vSpO2 (rv) unterscheiden.
Fig. 5b zeigt das Verhalten der Filter, wenn der venöse Blutstrom klein ist, bzw. nur durch den Druck p(t) beeinflusst wird, was bei r = 1 ist. Es gibt kaum veränderlichen, venösen Blutfluss, der z.B. durch Bewegung des Körperteiles 3 verursacht wird. Es bleibt aber klar der arterielle Blutfluss an der Stelle aSpO2 = 96% (ra= 0,612) sowie der Peak wegen der Rückkopplung sichtbar. Die Entscheidungsmatrix 18 erkennt, dass kein Störeinfluss auf Grund des venösen Blutflusses gegeben ist und kann a(t) direkt aus einem der beiden ungefilterten Signalen sR(t) oder s[Iota]R(t) berechnen.

   Es kann aber nur aSpO2 angezeigt werden, was in der Regel für den Benutzer aber ausreicht.
Fig. 5c zeigt das gleiche Verhalten - auch hier ist der Einfluss des venösen Blutflusses auf die Ausgangsleistungen gering. Hier ist in weiterer Folge aSpO2 = 87% (ra= 0,989) und es entsteht eine Überlagerung der Ausgangsleistungen, die durch rasowie r=l entstehen. Für die Entscheidungsmatrix 18 bedeutet dies, dass aSpO2 = 87% angezeigt wird und wie bei Fig. 5b kein Störeinfluss auf Grund des venösen Blutflusses gegeben ist. Fig. 6a bis 6c beschreiben ebenso verschiedene Möglichkeiten der Ausgangsleistungsdiagramme bei gewichteten Distanzen zu den unterschiedlichen r-Werten. Es treten die gleichen Phänomene wie in den Fig. 5a bis 5c auf, allerdings sind die Filter an den entscheidenden Stellen mit hoher Ausgangsleistung feiner aufgelöst und somit ist eine genauere Messung von r bzw.

   SpO2 möglich. Man beachte, dass die x-Achse in den Diagrammen gemäss Fig. 6a bis 6c keine äquidistante Skalierung aufweist, sondern sich die Auflösung von SpO2 mit der Höhe der Ausgangsleistung verändert.
Reqelverhalten bei der herkömmlichen Vascular Unloading Technique:
Wie bereits eingangs beschrieben wird bei der Vascular Unloading Technique angenommen, dass der arterielle Anteil im Volumenssignal oder im sog. plethysmographischen Messsignal s(t) dem pulsatilen Anteil [Delta]s(t) entspricht - der Gleichanteil s0entspricht somit dem mittlerem arteriellen Volumen, dem venösen Rückstrom, dem kapillaren Anteil sowie die Anteile aus dem Lichtsignal, die den Gewebeeigenschaften anzurechnen sind. Dieser pulsatile Anteil wird nun für die Regelung des Gegendruckes p(t) verwendet, indem der Mittelwert bzw.

   Gleichanteil des Volumensignals smeanzunächst bestimmt und dann abgezogen wird
Annahme in der Vascular Unloading Technique: s(t) = [Delta]s(t) + so, wobei [Delta]s(t) der Anteil des arteriellen Blutes a(t) sein soll.
Verhalten des Reglers:
P(t) = SP + h(s(t) - Smean) = SP + h([Delta]s(t) +So- smea") = SP + h([Delta]s(t)), wenn s0= smeanund SP dabei dem mittleren Blutdruck p0= SP entspricht.
Der Druck p(t) wirkt nun in der Manschette und verändert auch s(t), genauer [Delta]s(t). Die Regelbedingung lautet, dass [Delta]s(t) => 0 geht und somit der pulsatile (= arterielle) Anteil aus dem Volumensignal s(t) eliminiert wird. s(t) = [Delta]s(t) + s0- g(p(f)) wobei g das Übertragungsverhalten des Manschettendruckes auf den Finger darstellt.

   Idealerweise wäre [Delta]s(t) = g(p(t)) bzw. p(t) = g<_1>([Delta]s(t) + sO) = SP + h([Delta]s(t)) oder p(t) - pO = g f)) = h([Delta]s(t)) und somit Idealerweise g<"1>= h
Das ist aber nur dann der theoretische Fall, wenn es zu keine Phasenverzögerung kommt und die Verstärkung des Reglers h gleich unendlich werden kann. In Wirklichkeit gibt es aber Phasenverzögerungen und auch die Verstärkung kann nicht unendlich gross werden. Im Gegenteil, eine Regelabweichung bzw. ein verkleinertes, aber nicht eliminiertes arterielles Volumensignal [Delta]s(t) ist immer not wendig, ansonsten kann es zu keinen richtigen Drucksignal p(t) kommen.

   Dies ist wichtig, wenn man nun das Regulationsverhalten für die vorliegende Erfindung betrachtet:
Regelverhalten der vorliegenden Erfindung:
Die Annahme der Vascular Unloading Technique, dass für den pulsatilen Anteil des plethysmographischen Messsignals s(t) ausschliesslich arterielles Blut verantwortlich ist, ist falsch. Sowohl das kapillare Blut, als auch das venöse Blut können pulsatil sein, gerade, wenn der Patient den gemessenen Körperteil bewegt oder wenn die Sauerstoffsättigung des Blutes niedrig ist. Deswegen gilt: s(t) = a(t) + v(t) + s0wobei a(t) dem arteriellen Blutfluss entspricht, unter v(t) der kapillare und der venöse Blutfluss verstanden wird sowie unter s0alle anderen nicht trennbaren Gleichanteile (mittleres arterielles Volumen, konstanter venöser Rückstrom, Gewebeabsorbtion) gemeint sind.

   Misst man nun mit mindestens zwei oder mehreren Lichtfrequenzen, idealerweise mit einem roten und einem infrarotem Licht, so gilt folgendes: sR(f) = aR(t) + vR(t) + SROMesssignal des roten Lichtes siR(t) = a^t) + viR(t) + sIR0Messsignal des infraroten Lichtes
Bei unterschiedlichen Wellenlängen des Lichtes ergeben sich unterschiedliche Absorbtionskoeffizienten bzw. optische Dichten des arteriellen und venösen Signalanteiles, so dass man weiters schreiben kann: aR(t) = ra* aIR(t) = ra* a(t) vR(t) = rv* v[iota]R(t) = rv* v(t) und somit:

   siR(t) = a(t) + v(t) + sR0
SR(t) = ra*a(f)+ rv*v(t) + siRo raund rvbezeichnen das Verhältnis der optischen Dichte (optical density ratio r) des arteriellen sowie venösen Blutes. Über empirische ermittelten Kalibrationskurven kann aus radie Sauerstoffsättigung SpO2des arteriellen Blutes bestimmt werden, aus rvdie Sauerstoffsättigung des venösen Blutes.

   Kennt man beide Verhältnisse, kann der Filter, der noch näher beschrieben wird, das infrarote Lichtsignal s[Iota]R(t) und das rote Lichtsignal sR(t) gemäss obiger Gleichung in einen arteriellen Signalanteil a(t) sowie einen venösen Signalanteil v(t) zerlegen:
Zuerst wird der Gleichanteil aus beiden Signalen eliminiert, indem man nur die pulsatilen Signalanteile nimmt:
[Delta]siR(t) = a(t) + v(t) [Delta]sR(t) = ra*a(t) + rv*v(t) Man kann anschreiben :
[Delta]sR(t) = ra*([Delta]sjR(t) - v(t)) + rv*v(t)
[Delta]sR(t) - ra*[Delta]siR(t) = rv*v(t) - ra*v(t) Und somit:
a(t)= [Delta]SlR(t)-<[Delta]SR( )>-<r>" - ^<( )>oder
a(t)-,<[Delta]s>R(Q-<r>v - ^( r a - r v
Dieses arterielle Signal a(t) wird nun für Einhaltung der Vascular Unloading Bedingung verwendet, d.h. dieses Signal ist das Eingangssignal des Reglers.

   Dabei ist es unwichtig, ob es sich um einen einfachen Regler, wie von Penaz oder allen anderen Gruppen beschrieben handelt, oder ob es sich um einen mehrstufigen Regler mit gemäss WO 00/59369 A2 (Fortin et. AI) handelt. Der Regler ist dahingehend ausgelegt, das Eingangssignal a(t) soweit gegen Null zu drücken, in dem der Ausgangsdruck, der in der Manschette wirkt, erhöht bzw. erniedrigt wird.

   Bei einem optimalem Regler ist somit a(t) = 0 und p(t), das vom Regler erzeugt wird entspricht dem arteriellen Druck im Finger pa(t). p(t) = SP + h(a(t))
Der Druck in der Manschette beeinflusst aber auch die gemessenen plethysmographischen Signale sR(t) und sIR(t):
SlR(t) = a(t) + v(t) + s,R0- g(p(t))
SR( = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0- g(p(t)) und weiter:
SlR(t) = a(t) + v(t) + SIRO- g(SP + h(a(t))) sR(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0- g(SP + h(a(t))) wobei g wiederum das Übertragungsverhalten des Manschettendruckes auf den Finger darstellt. Man erkennt in dieser Formel auch die Abhängigkeiten der plethysmographischen Messsignale sR(t) und S[iota]R(t) von a(t) über die das Verhalten der Regelschleife g(SP + h(a(t)))
Eigenschaften des Filters:
Das generelle Problem bei der Trennung der beiden Signale a(t) und v(t) ist, dass beide Signale im selben Frequenzband operieren.

   Wäre das nicht der Fall, dann könnte man mit relativ einfachen Frequenzfiltern (Tiefpass, Hochpass, Bandpass oder Bandsperre) die beiden Signale trennen. Ein weiters Problem besteht darin, dass sich das venöse Signal rasch ändern kann. Das führt dazu, dass man vorzugsweise ein sog. "Adaptives Filter" verwendet, d.h. ein Filter, das seine Frequenzcharakteristik den gegebenen Umständen anpassen kann. Es wird darauf hingewiesen, dass ein solches Filter theoretisch auch mit herkömmlichen analogen Elektronikkomponenten als Hardware aufgebaut werden kann. Vorzugsweise wird man aber dieses Filter als digitales Filter aufbauen und als Software in einem Rechner implementieren.

   Die vorliegende Erfindung unterscheidet nicht zwischen einem analogen Filter und der digitalen Ausführung.
Bei der hier vorliegenden Erfindung wird der Umstand ausgenutzt, dass arterielles Blut einen anderen Absorptionskoeffizienten bei einer bestimmten Wellenlänge des Lichtes hat als venöses Blut. Weiters muss für die Trennung auch die charakteristische Eigenschaft der Vascular Unloading Technique beachtet werden, nämlich dass das durch Durchleuchtung bzw. Reflexion gewonnene Signal durch den aufgebrachten Gegendruck minimiert wird.
Zunächst wird ein Referenzsignal n(t) aus den Signalen sR(t), s[Iota]R(t) und p(t) erzeugt, das die gleichen Frequenzeigenschaften wie das venöse Signal v(t) hat.

   Idealerweise wählt man rafür die Bestimmung von n(t): n(t) = sR(t) - ra*SlR(t) n(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0- g(SP + h(a(t))) - ra*(a(t) + v(t) + s[iota]R0- g(SP + h(a(t)))) n(t) =rv*v(t) + SRO- g(SP + h(a(t))) - ra*v(t) - ra*s[iota]R0+ ra*g(SP + h(a(t)))) nach Mittelwertbereinung erhält man :
[Delta]n(t) =v(t)*(rv-ra) + g(SP + h(a(t))) * (ra-l)
[Delta]n(t) =v(f)*(rv-ra) +g(SP +p(f)) * (ra-l)
Da g<"1>= h (die Reglerübertragungsfunktion) und umgekehrt h<"1>= g ist, sowie weiters SP +[Delta]p(t) bekannt ist, kann man g(SP + [Delta]p(t)) * (ra-l) berechnen und abziehen und es bleibt:
[Delta]n'(t) =v(t)*(rv- ra) + g(SP + [Delta]p(t)) * (ra-l) - h<"1>^ SP + [Delta]p(t)) * (ra-l)
[Delta]n'(t) =v(t)*(rv- ra)
[Delta]n'(t) hat nun die gleichen Frequenzeigenschafen wie v(t).

   Dieses Signal kann nun verwendet werden, um z.B. ein adaptives digitales Filter so einzustellen, dass es dieselben Frequenzeigenschaften besitzt. Eine mögliche Berechnung eines solchen "adaptiven, autoregressiven Filters" wurde in einem anderen Zusammenhang beispielsweise in "Fortin J, Habenbacher W, Gruellenberger R, Wach P, Skrabal F: Real-time Monitor for Hemodynamic Beat-to-beat Parameters and Power Spectra Analysis of the Biosignals. Proceedings of the 20th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Vol 20, No 1, 360-3, 1998" oder in " Schloegl A, Fortin J, Habenbacher W, Akay M: Adaptive Mean and Trend Removal of Heart rate Variability using Kaiman Filtering.

   Proceedings of the 23rd Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Istanbul, 25-28 Oct. 2001, Paper #1383, ISBN 0-7803-7213-1." beschrieben.
Filtert man nun eines der beiden ursprünglichen plethysmographischen Messsignale sR(t) oder s[Iota]R(t) mit diesem Filter, dann bleibt das arterielle Signal a(t) über, da es ja bekannterweise in der Signalanalyse keine Unterscheidung zwischen den Frequenzeigenschaften und den zeitlichen Veränderungen (Gleichheit der Timeund Frequency Domain) gibt. [Delta]n'(t) wird ständig berechnet und bestimmt bzw. adaptiert die Filterkoeffizienten für eines der beiden Signale sR(t) oder S[iota]R(t) und es entsteht a(t), das wiederum als Eingangsignal des Reglers dient.
Bestimmung der Absorptionskoeffizienten:
Für die Berechnung von a(t) und v(t) sowie von n(t) müsste also raund rvbekannt sein.

   Das ist aber nicht der Fall, denn die Sauerstoffsättigung des Patienten ist zunächst einmal unbekannt. Der Trick liegt darin, dass man r dadurch bestimmt, in dem man einfach ausprobiert. Es ist bekannt, dass r ein Abbild der Sauerstoffsättigung ist. Die Funktion SpO2 = f(r) wurde dabei empirisch ermittelt. Bei einem r=l hat man in etwa eine Sauerstoffsättigung von 87% (genau 86,69%). Die Sauerstoffsättigung (venös und arteriell) muss weiters in einem physiologischen Bereich liegen, d.h. im weitesten Ausmass zwischen 30% 100%. Daraus ergibt sich ein natürlicher Wertebereicht von r = [2,46; 0,4]. Weiters ist eine hinreichend genaue Bestimmung von SpO2 dann gegeben, wenn man auf +/- 1% genau messen kann. Somit ergeben sich z.B.

   J=71 r-Werte bei einem SpO2 von [30% - 100%] bzw. r = [2,46; 0,4].
Man nimmt zunächst ein bestimmtes r an und berechnet das Referenzsignal n(t) im Zeitbereich bzw. N(f) im Frequenzbereich, das dem jeweiligen Filterübertragungskoeffizienten entspricht: n(t) = sR(t) - r* siR(t) n(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0- g(SP + [Delta]p(t)) - r*(a(t) + v(t) + s[iota]R0- g(SP + [Delta]p(t))) nach Mittelwertbereinung erhält man:
[Delta]n(t) = (ra- r)*a(t) + (rv- r) * v(t) + (r - 1) * g(SP + [Delta]p(f)) Bereinigt man das Referenzsignal wieder mit (r - 1) * h<_1>(SP + p(t)) erhält man:

  
[Delta]n'(t) = (ra- r)*a(t) + (rv- r) * v(t) + (r - 1) * g(SP + p(t)) - (r - 1) * h<'>^SP + p(t))
[Delta]n'(t) = (ra- r)*a(t) + (rv- r) * v(t) Wenn die Bereinigung des Referenzsignals mit (r - 1) * h<"x>(SP + [Delta]p(t)) nicht vollständig gelingt, weil sich die physiologische Übertragungsfunktion g doch ein bisschen von der Ü bertrag ungsfunktion des Reglers h unterscheidet, dann bleibt auch ein geringer Restanteil (Faktor c) des g(SP+[Delta]p(t)) Signals über, der nur bei r=l eliminiert wird:
[Delta]n'(t) = (r. - r)*a(t) + (rv- r) * v(t) + c * (r - 1) * g(SP + [Delta]p(t))
Zur Vollständigkeit - [Delta]n'(t) wird gemessen aus:

  
[Delta]n'(t) = sR(t) - r* siR(t) - mean(sR(t) - r* sIR(t)) - (r - 1) * h^SP + [Delta]p(t))
[Delta]n'(t) = [Delta] sR(t) - r* [Delta] s1R(t) - (r - 1) *<l>(p(t))
Oft ist es leichter, den Frequenzgang des Reglers h zu invertieren bzw. p(t) mit dem inversen Frequenzgang des Reglers zu filtern. Dann würde man das Referenzsignal so gewinnen:
[Delta]n'(t) = [Delta] sR(t) - r* [Delta] s[iota]R(t) - (r - 1) * K<l>(p(R))
Setzt man nun für den oben beschriebenen Wertebereich r => [30% - 100%] SpO2 der Reihe nach ein, so kann man 4 Fälle unterscheiden:

  
1) r= ra[Delta]n'(t) = (rv- ra)<->v(t) + c * (r. - 1) * g(p(t))
2) r= rv[Delta]n'(t) = (ra- rv) * a(t) + c * (rv - l) * g(p(t))
3) [iota]= l [Delta]n'(t) = (ra- l) * a(t) + (rv- l) * v(t)
4) r<> ra, r<> rv, r<> l [Delta]n'(t) = (r. - r) * a(t) + (rv- r) * v(t) + c * (r - 1) * g(p(f))
Führt man nun die vorhin beschriebene Filterung für alle [i= 1 bis J] r-Werte der Reihe nach durch, so kann man weiters die Ausgangsleitung P des adaptiven Filters berechnen. Diese ist bei den Fälle 1 - 3 am grössten, bei Fall 4, wo der rWert nicht mit einen drei Möglichkeit (ra, rvoder 1) übereinstimmt, ist die Ausgangsleistung klein. Zeichnet man nun die Ausgangsleistungen aller J konsekutiven r-Werte bzw.

   SpO2-Werte auf so erkennt man die Bestimmung der richtigen Werte für rabzw. rv. raoder die arterielle Sättigung entspricht der höchsten vorkommenden Sauerstoffsättigung bzw. dem höchsten vorkommenden lokalen Maximum der Ausgangsleistung. An der Stelle r = 1 bzw. SpO2 = 87% ist ein lokales Maximum, dass dem Rest von g(p(t)) entspricht. Das lokale Maximum, das sich unter diesen beiden r bzw. SpO2-Werten befindet, entspricht der venösen Sättigung. Es kann auch vorkommen, dass die arterielle Sättigung genau 87% entspricht und somit das lokale Maximum zusammenfällt. Auch dies ist mit geeigneten logischen Abfragen zu erkennen. Weiters könnten die Maxima für die venöse Sättigung und g(p(t)) fehlen. Das Maximum für die arterielle Sättigung fehlt aber nie und nur dieses ist für die Bestimmung des richtigen Referenzsignals sowie für die SpO2-Bestimmung wichtig.

   Ist die arterielle Sauerstoffsättigung und der dazugehörige r-Wert bestimmt, dann ist auch das richtige Filter für die Trennung zwischen arteriellen und venösen Blut bestimmt. Das Filter, das die höchste Ausgangsleistung unter dem SpO2-Wert von 100% liefert, bzw. das lokale Maximum der Ausgangsleistung mit der höchsten dazugehörigen Sauerstoffsättigung ist das Filter der Wahl. Es trennt a(t) von v(t) berechnet aus einem der beiden ursprünglichen plethysmographischen Signale sR(t) oder S[iota]R(t).
Optimierung des Reglers:
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Optimierung des Regulationsverhaltens. Dabei sind zwei Werte interessant - die Grösse von a(t), die durch den Regler ja minimiert wird und die Höhe der Ausgangsleistung bei r=l.

   Diese entspricht der Übereinstimmung von der physiologischen Übertragungsfunktion g zur Reglerübertragungsfunktion h.
Für die Optimierung von a(t) kann wiederum die Leistung von a(t) berechnet werden. Diese muss durch eine geeignete Wahl von h - genauer gesagt der Verstärkung des Reglers minimiert werden. Wird allerdings die Verstärkung von h zu gross gewählt, dann beginnt das System zu schwingen. In der Regel wird die Regelverstärkung in der sog. "Open Loop Phase" bestimmt. Durch die Messung der Leistung von a(t) kann dies nun auch während der kontinuierlichen Blutdruckmessung die Verstärkung optimiert werden.
Dies kann wieder auch durch die Messung der Ausgangsleistung des Filters bei einem r=l gemacht werden. Diese Ausgangsleistung entspricht normalerweise der Ausgangsleistung eines beliebigen anderen Filters r<>l.

   Ist dort aber die Leistung erhöht, dann entspricht h <> g<"1>. Durch Adaptation von h kann dies ausgeglichen werden.
Geschwindigkeitsoptimierung :
Die Werte für rabzw. rvwerden aus den Ausgangsleistungen der J (adaptiven) Filter bestimmt und aus raund. rvwird weiters a(t) und v(t) gemäss den oben angeführten Formeln bestimmt. Da es bei den Filtern immer zu einer gewissen zeitlichen Verzögerung kommt, kann diese zeitliche Verzögerung Probleme bei der Regelung des Druckes p(t) bereiten. Eine möglichst zeitoptimale Bestimmung von a(t), das als Eingangsgrösse für das Regelsystem notwendig ist wäre von Vorteil.

   Da man davon ausgehen kann, dass sich raund. rvbzw. die arterielle und venöse Sauerstoffsättigung nicht innerhalb einer kurzen Zeit (z.B. in Millisekunden) ändert, ist eine Aufführungsvariante der vorliegenden Erfindung möglich. raund. rvwerden wie oben beschrieben aus den J Filtern für die r-Werte mit dem dafür notwendigen Zeitaufwand bestimmt. a(t) und v(t) können hingegen gemäss den bereits oben beschriebenen Formel in Echtzeit aus sR(t) und s[Iota]R(t) bei den vorliegenden Werten raund. rvberechnet werden. 
V =[Delta]<S>RM-^-^/[Lambda]W r.. - r"
Optimierung der J Filter bzw. r-Werte:
Eine weitere Ausprägung der Erfindung entsteht durch folgende Überlegung. Die J Filter sind gemäss obiger Beschreibung z.B. im Wertebereich von [30% - 100%] der Sauerstoffsättigung im äquidistanten Abstand von 1% aufgetragen.

   Dies ist über einen weiten Bereich vielleicht zu genau, im interessanten Bereich, wo die Ausgangsleistungen ra, rvoder 1 sind, unter Umständen zu ungenau. Dies kann dadurch verbessert werden, wenn man die Distanzen der r-Werte bzw. SpO2Werte ebenfalls abhängig von den Ausgangsleistungen gewichtet. Je höher die Ausgangsleistung des Filters wird, desto geringer wird der Abstand zum nächsten Filter und umgekehrt bei kleiner Ausgangsleistung ist dann der Abstand grösser. Am Anfang der Messung, wo die Ausgangsleistungen noch nicht bekannt sind, müsste der Abstand z.B. äquidistant sein und dieser könnte sich im Laufe der Messung zur höheren Genauigkeit wie beschreiben adaptieren. 
Abkürzungen
s(t) plethysmographisches Messsignal bzw. Volumensignal a(t) arterieller Signalanteil von s(t) bzw. Nutzsignal v(t) venöser Signalanteil von s(t) bzw.

   Beisignal
[Delta]s(t) pulsatiler Anteil des Messsignals s(t) s0Mittelwert des Messsignals s(t) smean vom System berechneter Mittelwert des Messsignals s(t) sR(t) Mess- bzw. Volumensignal eines roten Lichtes s (t) Mess- bzw. Volumensignal eines infraroten Lichtes p(t) zeitlich veränderliches Drucksignal - Blutdruck
SP Arbeitspunkt des Druckes h bzw. H Übertragungsfunktion (Zeit- vs. Frequenzbereich) g bzw. G Ubertragungsfunktion (Zeit- vs. Frequenzbereich)
SpO2 Sauerstoffsättigung aSpO2 arterielle Sauerstoffsättigung vSpO2 venöse Sauerstoffsättigung r Verhältnis der optischen Dichte (optical density ratio) raVerhältnis der optischen Dichte bei arteriellem Blut rvVerhältnis der optischen Dichte bei venösem Blut
J Anzahl der Filter n(t) Referenzsignal im Zeitbereich
N(f) Referenzsignal bzw.

   Filterübertragungsfunktion
[Delta]n'(t) pulsatiles, von der Übertragungsfunktion H bereinigtes Referenzsignal

Claims

<EMI ID=22.1> P A T E N T A N S P R U C H E

1) Vorrichtung zur Signalverarbeitung mit folgenden Komponenten:

zumindest einem Detektor (4), zur Bereitstellung eines ersten Messsignals S[iota](t) aus einer Messstrahlung einer definierten Wellenlänge, die sich ausgehend von einer ersten Strahlungsquelle (1) entlang eines Ausbreitungsweges ausbreitet und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus einer weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, die sich ausgehend von zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreitet, wobei sich ein Teil der Ausbreitungswege in einem Ausbreitungsmedium (3) befindet, wobei das erste Signal S[iota](t) aus einem Nutzsignal ax(t) und einem Beisignal V[chi](t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale a[iota](t) bis aN(t) das Ergebnis einer ersten,

zeitlich veränderlichen Grösse a(t) im Ausbreitungsmedium (3) ist und das erste und weitere Beisignale V[iota](t) bis vN(t) das Ergebnis einer zweiten, zeitlich veränderlichen Grösse v(t) im Ausbreitungsmedium (3) ist;

einer Einrichtung (9, 10, 11, 12) zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf das Ausbreitungsmedium (3), wobei das Drucksignal p(t) eine Funktion der ersten, zeitlich veränderlichen Grösse a(t) des Ausbreitungsmediums oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor (4) gemessenen Signalen S[iota](t) bis sN(t) ist;

einem Referenzsignalgenerator (6), der die vom Detektor (4) gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrössen aufweist und aus diesen Eingangsgrössen ein Referenzsignal [Delta]n'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion der zweiten, zeitlich veränderlichen Grösse v(t) oder der Beisignale V[chi](t) bis vN(t) besteht.

einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal [Delta]n'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) das jeweilige Beisignal vt(t) bis v (t) vom Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt.

2) Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes mit folgenden Komponenten:

einer ersten (1) und zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) zur Bereitstellung einer ersten und einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlänge; zumindest einem Detektor (4), zur Bereitstellung eines ersten Messsignals Si(t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus der weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei sich die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreiten und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil (3) befindet, wobei das erste Signal sx(t) einen ersten arteriellen Signalanteil a[iota](t) und einen ersten venösen Signalanteil vx(t) aufweist und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) einen weiteren arteriellen Signalanteil aN(t)

und einen weiteren venösen Signalanteil vN(t) aufweist, wobei der erste und weitere arterielle Signalanteile ax(t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) ist und der erste und weitere venöse Signalanteile V[iota](t) bis vN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen venösen Blutflusses v(t) im Körperteil (3) ist;

einer Einrichtung (9, 10, 11, 12) zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil (3), wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor (4) gemessenen Signalen S[iota](t) bis sN(t) ist;

einem Referenzsignalgenerator (6), der die vom Detektor (4) gemessenen Signale sx(t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrössen aufweist und aus diesen Eingangsgrössen ein Referenzsignal [Delta]n'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der venösen Signalanteile V[iota](t) bis vN(t) besteht.

einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal [Delta]n'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) den jeweiligen venösen Signalanteil V[iota](t) bis vN(t) vom arteriellen Signalanteil a[iota](t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt, wobei der arterielle Signalanteil dem arteriellen Blutfluss a(t) proportional ist.

3) Verfahren für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil mit folgenden Schritten:

Bereitstellen einer ersten und zumindest einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlängen;

Erfassen eines ersten Messsignals S[iota](t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus der weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausgestrahlt werden und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in dem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil befindet, wobei das erste Signal S[chi](t) aus einem Nutzsignal a[iota](t) und einem Beisignal V[iota](t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale ai(t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil ist und das erste und weitere Beisignale V[iota](t) bis vN(t)

das Ergebnis des zeitlich veränderlichen venösen Blutflusses v(t) im Körperteil ist;

Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil, wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteils oder eine Funktion aus einem oder mehreren der Signale sx(t) bis sN(t) ist;

Berechnen eines Referenzsignals [Delta]n'(t) aus den Signalen sx(t) bis sN(t) und dem Drucksignal p(t) als, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der Beisignale vx(t) bis vN(t) besteht.

Trennen des jeweilige Beisignals vx(t) bis vN(t) vom Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) der erfassten Messsignale S[iota](t) bis sN(t) mit einem Filter, dem das Referenzsignal [Delta]n'(t)zugeführt wird, wobei die Filtercharakteristik des Filters mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) dem arteriellen Blutfluss a(t) proportional ist.

4) Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Filtereigenschaften des Filters während der Signalanalyse mit Hilfe des Referenzsignals adaptiv verändert werden.

5) Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass aus den bei der Messung des Blutdrucks gewonnenen Filtereigenschaften weitere Parameter, beispielsweise die arterielle Sauerstoffsättigung aSpO2 und/oder die venöse Sauerstoffsättigung vSp02 abgeleitet und angezeigt werden.

6) Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass als erste Messstrahlung rotes Licht einer Wellenlänge von z.B. 660 nm und als zweite Messstrahlung infrarotes Licht einer Wellenlänge von z.B. 940 nm eingesetzt wird. 1) Vorrichtung zur Signalverarbeitung mit folgenden Komponenten:

zumindest einem Detektor (4), zur Bereitstellung eines ersten Messsignals S[iota](t) aus einer Messstrahlung einer definierten Wellenlänge, die sich ausgehend von einer ersten Strahlungsquelle (1) entlang eines Ausbreitungsweges ausbreitet und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus einer weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, die sich ausgehend von zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreitet, wobei sich ein Teil der Ausbreitungswege in einem Ausbreitungsmedium (3) befindet, wobei das erste Signal S[iota](t) aus einem Nutzsignal a[chi](t) und einem Beisignal vx(t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale a[iota](t) bis aN(t) das Ergebnis einer ersten,

einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal [Delta]n'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal [Delta]n'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale S[iota](t) bis sN(t) das jeweilige Beisignal V[iota](t) bis vN(t) vom Nutzsignal a[iota](t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt. <EMI ID=26.1> <EMI ID=27.1>