DE10049734A1

DE10049734A1 - Verfahren zur Ermittlung, Überwachung und Aktualisierung von Korrekturdaten für flüssigkeitsgefüllte Übertragungssysteme

Info

Publication number: DE10049734A1
Application number: DE10049734A
Authority: DE
Inventors: Ernst Wellnhofer
Original assignee: Medserv GmbH; Deutsches Herzzentrum Berlin
Current assignee: Medserv GmbH; Deutsches Herzzentrum Berlin
Priority date: 2000-09-28
Filing date: 2000-09-28
Publication date: 2002-04-11
Also published as: EP1320323B1; CA2423959C; JP5161413B2; ES2275751T3; DE50111464D1; CA2423959A1; CY1106005T1; AU2002223440B2; DK1320323T3; JP2004509687A; US20040024294A1; EP1320323A1; ATE345085T1; PT1320323E; US7264593B2; AU2344002A; WO2002026127A1

Abstract

Verfahren zur Ermittlung, Überwachung und Aktualisierung von Korrekturdaten zur Korrektur von Messwertverfälschungen und zur Kalibration von flüssigkeitsgefüllten Übertragungssystemen, über die im Körper eines Patienten erfasste Patientensignale zu einem externen Messwertempfänger übertragen werden, insbesondere für invasive Druckmessungen in der Kardiologie, Intensivmedizin und Anästhesie. Die Korrekturdaten werden im Frequenzbereich für jede Frequenz aus einer Statistik der bei dieser Frquenz gemessenen Patientensignale, insbesondere aus der aus dem Patientensignal gewonnenen Übertragungsfunktion, ermittelt. Bei der Ermittlung der Korrekturdaten werden empirisch überprüfte Annahmen über die entsprechende Statistik von unverfälschten Patientensignalen und allgemeinen Eigenschaften der Übertragungsfunktion verwendet.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Ermittlung, Überwachung und Aktua lisierung von Korrekturdaten zur Korrektur von Meßwertverfälschungen und zur Kali bration von flüssigkeitsgefüllten Übertragungssystemen gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1.

Zur invasiven intraarteriellen und intravenösen Druckmessung werden in der Kardiolo gie, Intensivmedizin und Anästhesie flüssigkeitsgefüllte Übertragungssysteme einge setzt, bei denen die Druckmessung im Körper eines Patienten erfolgt und über das als Katheter ausgebildete flüssigkeitsgefüllte Übertragungssystem zu einem außerhalb des Patientenkörpers angeordneten Druckwandler übertragen wird. In Abhängigkeit von der Länge, dem Querschnitt, dem Aufbau, den elastischen Materialeigenschaften des Ka theters sowie der Zusammensetzung der im Katheter befindlichen Flüssigkeit kommt es zu unterschiedlichen Resonanzen, Dämpfungen und Energieverlusten des am körperin neren Ende des Katheters als Patientensignal erfaßten Druckmeßwertes und führen zu erheblichen Verfälschungen des Patientensignals durch das flüssigkeitsgefüllte Übertra gungssystem. Diese Verfälschungen lassen keine quantitative Analyse der Patientensi gnale zu und beeinträchtigen die qualitative Interpretation in der Diagnose und Überwa chung.

Zur Vermeidung von Verfälschungen der Patientensignale durch das flüssigkeitsgefüllte Übertragungssystem wurden als Tipdrucksensoren bezeichnete Druckmeßwandler an der Spitze des als flüssigkeitsgefülltes Übertragungssystem dienenden Katheters ange ordnet und das erfaßte Patientensignal in ein elektrisches Signal umgewandelt und über eine elektrische Leitung aus dem Körper des Patienten herausgeführt. Derartige Tip drucksensoren sind jedoch sehr teuer und bezüglich ihrer Form und Größe nur in be grenztem Umfang verfügbar.

Aus der DE 1 982 208 844 A1 ist ein Verfahren zur rechnerischen Korrektur von Meß wertverfälschungen durch das flüssigkeitsgefüllte Übertragungssystem bei der Übertra gung eines im Körperinneren eines Patienten gemessenen Patientensignals bekannt, bei dem das vom externen Druckwandler abgegebene elektrische Signal des (verfälschten) Patientensignals durch einen Analog-Digital-Wandler geleitet und das abgegebene di gitalisierte Signal in einer Signalanalyse- und Bearbeitungseinheit, die auf der Basis einer digitalen Fourieranalyse arbeitet und eine schlagweise Analyse des digitalisierten Signals durchführt, analysiert wird. Das analysierte Signal wird dann mit empirisch er mittelten Korrekturdaten verknüpft, die aus einer Korrekturdatensatzmatrix oder als Korrekturdatensatzvektor abgerufen und als Fourierkoeffizienten abgegeben werden. Das von der Signalanalyse- und Verarbeitungseinheit korrigierte Signal wird schließlich zu einer Ausgabe- und/oder Auswerteinheit geleitet.

Der für dieses bekannte Verfahren benötigte Korrekturdatensatz kann unter anderem aus einer Referenzdruckmessung ermittelt werden. Zur Bestimmung der Übertragungsfunk tion kann dabei an Stelle des unbekannten Meßsignals ein künstlich erzeugtes, bekann tes Testdrucksignal als Referenzsignal eingespeist werden, aus dessen Verfälschung dann auf die Eigenschaften des Übertragungssystems geschlossen wird.

Eine Möglichkeit besteht darin, einen Kalibrationsdatensatz aus einem an der Katheter spitze angeordneten Kalibrator zu gewinnen, was jedoch das Einhalten steriler Bedin gungen erforderlich macht, eine umständliche Handhabung bedingt und Änderungen der Übertragungsfunktion berücksichtigen muß, weil beispielsweise der zum Druckmeßort und Kalibrator geführte Katheter gespült wird, Medikamente über den Katheter verab reicht werden und sogenannte "Microbubbles" die Übertragungsfunktion verändern. Treten solche Änderungen auf, ist ein Nachkalibrieren erforderlich, was aber bei liegen dem, das heißt bei einem im Körper eines Patienten befindlichen Katheter nicht ohne weiteres durchgeführt werden kann.

Eine weitere Möglichkeit besteht darin, einen Korrekturdatensatz aus der Übertragungs funktion mittels eines externen Kalibrationssignals zu gewinnen. Zu diesem Zweck wird auf der vom Meßort abgewandten Seite des Katheters, das heißt außerhalb des Körpers des Patienten ein Kalibrationssignal in Form eines Sprungsignals, eines Druckstoßes oder eines Rauschens abgegeben und die dabei erzeugte Eigenschwingung zur Berech nung des Korrekturdatensatzes verwendet. Bei dieser Art der Ermittlung der Übertra gungsfunktion mittels eines externen Kalibrationssignals treten jedoch mehrere Proble me auf. Zum einen muß das Kalibrationssignal, das heißt das Sprungsignal, der Druck stoß oder das Rauschen sehr exakt und reproduzierbar erzeugt werden, was ein sehr sorgfältiges Arbeiten erfordert und wegen des nicht konstanten Meßverhaltens des Übertragungssystems Messungen über einen längeren Zeitraum notwendig macht und daher wegen des hohen Zeit- und Schulungsaufwandes beispielsweise in einem Kran kenhaus nicht realisierbar ist. Zum anderen ist die Verwendung einer automatischen, mechanischen Vorrichtung, die am Druckwandler montiert wird, sehr teuer und erfor dert darüber hinaus als mechanisches Präzisionsteil besonderen Bedienungsaufwand bei der Einrichtung und Wartung.

Bei einer Kalibration bei liegendem Katheter kommt zusätzlich das Problem der Si gnaltrennung hinzu, weil ansonsten die gemessene Sprungantwort auf ein Sprungsignal durch das eigentliche Patientensignal, beispielsweise ein Blutdrucksignal, zu stark ver fälscht wird und damit falsche Korrekturdatensätze ermittelt werden. Die sich daraus ergebene Abhängigkeit vom Zeitpunkt der Auslösung des Sprungsignals, Stoßes auf das System oder Rauschens schränkt die Reproduzierbarkeit erheblich ein und bereitet ins besondere bei unregelmäßigen Patientensignalen einen erheblichen Aufwand.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren der eingangs genannten Art anzugeben, das eine Bestimmung, kontinuierliche Überwachung und laufende Aktuali sierung von Kalibrationsdaten für eine Korrektur von Meßwertverfälschungen eines Patientensignals ohne externes Kalibrationssignal ermöglicht und ein robustes Korrek turverfahren gewährleistet, das wenig störanfällig gegenüber Artefakten und anderen, in den gemessenen Signalen enthaltenen Störungen ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren mit den Merkmalen des An spruchs 1 gelöst.

Da die Korrekturkoeffizienten für eine Korrektur von Meßwertverfälschungen im Fre quenzbereich für jede Frequenzlinie aus einer Statistik der bei dieser Frequenz gemes senen Signale ermittelt werden und dabei empirisch überprüfte Annahmen über die ent sprechende Statistik von unverfälschten Patientensignalen und allgemeine Eigenschaf ten der Übertragungsfunktion verwendet werden, ermöglicht die erfindungsgemäße Lö sung einer Bestimmung, kontinuierliche Überwachung und laufende Aktualisierung der Kalibrationsdatensätze zur Korrektur der Meßwertverfälschungen von Patientensignalen ohne ein externes Kalibrationssignal und schafft ein kostengünstiges, gegenüber einer externen Kalibrationsvorrichtung wesentlich einfacher zu bedienendes und zu wartendes und gegenüber Störungen wenig anfälliges Korrekturverfahren, bei dem die Übertra gungsfunktion direkt aus dem Patientensignal ermittelt wird.

Eine vorteilhafte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Lösung ist dadurch gekenn zeichnet, dass die Korrekturdaten aus der aus dem Patientensignal gewonnenen Über tragungsfunktion ermittelt werden und dass bei der Ermittlung der Korrekturdaten empi risch überprüfte Annahmen über die entsprechende Statistik von unverfälschten Patien tensignalen und allgemeinen Eigenschaften der Übertragungsfunktion verwendet wer den.

Die erfindungsgemäße Lösung ermöglicht folgendes Vorgehen zur Ermittlung, Überwa chung und Aktualisierung der Übertragungsfunktion im Frequenzbereich, um daraus Kalibrationsdatensätze ohne externe Kalibrationsvorrichtung zu gewinnen:

1. Als Eingangssignal dient ein mittels handelsüblicher Kathetersysteme invasiv ge messenes Patienten(druck)signal. Eine mögliche Variante hierzu ist die Verwendung der Ableitung des Drucksignals nach der Zeit anstelle des Originalsignals.
2. Anschließend erfolgt eine Segmentierung des Signals entweder herzschlagweise oder in Form von Patientensignal-Segmenten, die hinsichtlich ihrer Länge für eine Fouriertransformation geeignet sind. Geeignet heißt dabei unter anderem, daß ab ei ner Mindestlänge der Vorzeichenwechsel der ersten Ableitung des Drucks nach der Zeit unter der Randbedingung eines minimalen Betrags der zweiten Ableitung des Drucks nach der Zeit gesucht wird. Eine weitere Option zur Bestimmung der geeig neten Länge besteht darin, daß ab einer Mindestlänge das Minimum des Fehlers bei Approximation des Drucksignals durch eine im höheren Frequenzbereich abge schnittene Fourierreihe ermittelt wird. Weitere optionale Vorverarbeitungsschritte sind eine lineare Trendbereinigung und eine Vervielfachung des Segments.
3. Es folgt eine komplexe, auf die Segmentlänge abgestimmte Fouriertransformation der Segmente sowie im Falle einer Fast-Fouriertransformation eine Transformation mittels Zero-padding.
4. Der Ansatz zur Ermittlung der Übertragungsfunktion beruht auf einer segmentwei sen Statistik der unter Punkt 3 ermittelten komplexen Fourierkoeffizienten. Das Si gnalmodell für einen komplexen Fourierkoeffizienten S_i ist, da die Konvolution eine komplexe Multiplikation im Frequenzbereich darstellt:
S_i = t_i(m_i + v_i)
mit t_i als multiplikativer Komponente (Konvolution mit Übertragungsfunktion), m_i als Mittel und v_i als variablem Anteil des aus der Patientensignalmessung ermittelten Fourierkoeffizenten S_i für die Frequenzen i = 0 . . . max. Die Anzahl n der Segmente bzw. der segmentweisen Fouriertransformationen für die Statistik wird so bestimmt, daß (m_n - m_n-1)² < ε (Mittelwertstabilität) und Σ(s_j - m_n)² < δ (ausreichende Varianz für Statistik) mit m_n dem Mittelwert des komplexen Fourierkoeffizienten bei einer Stati stik der Längen und s_j dem komplexen Wert des Fourierkoeffizienten bei einer Wiederholung j mit j = 1 . . . n sowie ε und δ als gewählten Schranken. Die optimalen Schwellwerte ε und δ müssen dabei empirisch bestimmt werden.
5. Folgende allgemeine Annahmen über das Patientensignal werden dabei insgesamt oder zum Teil für die Ermittlung der Übertragungsfunktion benutzt. Für alle An nahmen ist eine gute Näherung ausreichend:
- 1. 5.1. Die Übertragungsfunktion bleibt über den Zeitraum der Statistik konstant.
- 2. 5.2. Das Patientensignal enthält eine auch über kurze Zeiten variable Komponente und ist nicht streng periodisch.
- 3. 5.3. Die Übertragungsfunktion entspricht (nicht notwendigerweise) einem System 2. Ordnung.
- 4. 5.4. Die Übertragungsfunktion entspricht im Frequenzbereich 1-2 Hz der Identität.
- 5. 5.5. Im Bereich sehr hoher Frequenzen mit Amplituden < ε (Rauschen nahe 0) kann die Übertragungsfunktion vernachlässigt werden.
6. Die Übertragungsfunktion wird aus einer Statistik der Form
[Σ(s_ij - m_j)^p]/[Σ(s_ij - m_j)^q] oder (m_j)^p/(m_j)^q
für alle Frequenzlinien j = 1 . . . max und für i = 1 . . . n Segmente bestimmt. Für die Pa rameter p und q gilt p < q.
Anstelle der Mittelwerte können auch Medianwerte verwendet werden, um die Sta tistik gegenüber Ausreißern zu stabilisieren. Eine solche Statistik läßt sich entspre chend dem Signalmodell als eine Folge von komplexen Fourierkoeffizienten anse hen. Durch komplexe Differentiation oder Logarithmierung der entsprechenden Fourierreihe erhält man eine abgeleitete Folge von Koeffizienten mit einer gleich mäßigeren Größenverteilung über den Frequenzbereich. Im übrigen werden die Pa rameter p und q empirisch bestimmt. Der Sonderfall p = 1 und q = 0 ist zugelassen. Z. B. gilt für p = 3 und q = 2, daß bei unverfälschten Patientensignalen der Realteil des Logarithmus der Statistik [Σ(s_ij - m_j)³]/[Σ(s_ij - m_j)²] für alle j linear mit dem Log arithmus der Frequenz abfällt. Eine Variante ist die zusätzliche Bestimmung von Momenten und Cumulanten höherer Ordnung zur Verbesserung des Signalmodells durch Charakterisierung der Verteilung des anregenden Signals.
7. Zur Ermittlung der Übertragungsfunktion wird das Verhältnis der tatsächlichen Sta tistik zu der bei einem unverfälschten Patientensignal erwarteten Statistik oder nach logarithmischer Transformation wird die Differenz dieser Funktionen untersucht. Eine mögliche Variante zur Kombination der Fouriertransformation gemäß Punkt 3 und der logarithmischen Transformation stellt die Bestimmung des Ceptrums (ho morphe Dekonvolution) dar.
8. Zur Reduktion des Rauschens in dieser Statistik können folgende Verfahren einzeln oder kombiniert verwendet werden:
- 1. 8.1. Eine (gegebenenfalls gewichtet) gemittelte Summation mehrerer aufeinander folgender Ermittlungen der Übertragungsfunktion entsprechend Punkt 7.
- 2. 8.2. Eine leichte Vergröberung der spektralen Auflösung durch Klassenbildung für mehrere Frequenzlinien.
- 3. 8.3. Eine glättende Interpolation oder Verwendung eines Median- oder Tiefpassfil ters. Es kann auch ein direkte Anpassung an ein System 2. Ordnung oder eine andere glatte Funktion, beispielsweise eine Splinefunktion, mit minimaler Ab weichung der aus der Statistik ermittelten verrauschten Übertragungsfunktion erfolgen.
9. Aus den Ergebnissen unter Punkt 8. lassen sich der Dämpfungskoeffizient und die Resonanzfrequenz, bzw. der Betrag der Übertragungsfunktion für die einzelnen Fre quenzlinien ermitteln.
Alternativ kann die Resonanzfrequenz direkt aus einer Statistik der unter Punkt 6 aufgeführten Form ermittelt werden. Dieses Verfahren erlaubt auch eine Schätzung der Dämpfung. Außerdem korrelieren die Logarithmen der Mittelwerte, beispiels weise und noch besser die der Mediane, mit der Frequenz. Die Steigung der ent sprechenden Regression bei verfälschten Patientensignalen liefert einen Schätzwert für die Dämpfung. Mehrere Schätzwerte für die Resonanzfrequenz und Dämpfung können bzgl. ihrer Güte gewichtet gemittelt werden. Dadurch läßt sich eine sehr stabile und genaue Schätzung von Resonanzfrequenz und Dämpfung erzielen.
10. Optional kann ein iteratives Verfahren betreffend die Punkte 7-8 zur Verbesserung der Ergebnisse durchgeführt werden.
11. Die Phase kann dann aus der Übertragungsfunktion unter Annahme eines Systems 2. Ordnung eindeutig errechnet oder aus einer weiteren Statistik der unter Punkt 6 spe zifizierten Form ermittelt werden, wobei die entfaltete Phase der Statistik in der Form [Σ(s_ij - m_j)³]/[Σ(s_ij - m_j)²] bei unverfälschten Patientensignalen insbesondere ei ne sigmoide systematische Beziehung zur Frequenz zeigt.
12. Aus der Amplitude und der Phase der so bestimmten Übertragungsfunktion wird die komplexe Inverse dieser Funktion rechnerisch eindeutig ermittelt. Diese Inverse ist der Korrekturdatensatz für eine Korrektur im Frequenzbereich, wobei eine seg mentweise Fouriertransformation der gemessenen Drucksignale entsprechend den Punkten 1-3 erfolgt.

Anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen und Kurvenverläu fen soll der der Erfindung zugrundeliegende Gedanke näher erläutert werden. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockschaltbild einer Vorrichtung zur blinden Bestimmung der Übertragungsfunktion eines flüssigkeitsgefüllten Systems aus mit der Übertragungsfunktion konvolvierten Patientensignalen für die Er mittlung, Überwachung und Aktualisierung von Korrekturdaten zur Korrektur von Messwertverfälschungen und zur Kalibration von flüssigkeitsgefüllten Übertragungssystemen,

Fig. 2 graphische Darstellungen der superponierten Spektren mehrerer Messungen des Logarithmus des Betrags der Statistik bei Messungen mit Tipdrucksensoren und bei Messungen mit durch ein flüssig keitsgefülltes System verfälschten Messwerten,

Fig. 3 eine graphische Darstellung der Spektren einer Messung des Log arithmus des Betrags der Statistik bei Messungen mit Tipdrucksen soren und bei Messungen mit durch ein flüssigkeitsgefülltes System verfälschten Messwerten mit jeweils logarithmierter Frequenzachse,

Fig. 4 eine graphische Darstellung der Spektren einer Messung des Log arithmus des Betrags der Statistik, bei Messungen mit Tipdrucksen soren und bei Messungen mit durch ein flüssigkeitsgefülltes System verfälschten Messwerten mit jeweils logarithmierter Frequenzachse und mit Regressionen für den Kurvenverlauf bei der Messung mit Tipdrucksensoren und bei durch ein flüssigkeitsgefülltes System verfälschten Messwerten,

Fig. 5 und 6 eine graphische Darstellung der mittels verschiedener Methoden ge glätteten Residuen von Messungen des Logarithmus des Betrags der für zwei unterschiedliche flüssigkeitsgefüllte Systeme mit per exter ner Kalibration unabhängig bestimmten Resonanzen und

Fig. 7 eine graphische Darstellung wie in den Fig. 5 und 6 mit empi risch ermittelten Resonanzen.

Fig. 1 zeigt einen prinzipiellen Aufbau einer invasiven Druckmessung mittels eines flüssigkeitsgefüllten Übertragungssystems. Dabei wird ein das flüssigkeitsgefüllte Übertragungssystem bildender Katheter 2 durch das venöse oder arterielle System eines Patienten 1 in die Nähe der Stelle bewegt, an der beispielsweise die Impedanz am arteri ellen Gefäßsystem, der Druck oder eine Ableitung des Drucks nach der Zeit zur Mes sung der isovolumischen Kontraktionskraft oder dergleichen gemessen werden soll. Um den Patienten 1 möglichst wenig durch den Katheter 2 zu beeinflussen, weist der Ka theter 2 möglichst geringe Abmessungen auf, besteht vorzugsweise aus einem elasti schen Material und ist schlauchartig ausgebildet. An der Spitze des flüssigkeitsgefüllten Katheters 2 befindet sich eine Öffnung, durch die beispielsweise Druckimpulse aufge nommen und durch den Katheter 2 und eine ebenfalls flüssigkeitsgefüllte Leitung bis zu einem Druckwandler 3 weitergeleitet werden.

Der Druckwandler 3 erzeugt in Abhängigkeit von den Druckimpulsen elektrische Si gnale, die entsprechend dargestellt bzw. ausgewertet werden können. Dieses Verfahren ist prinzipiell seit längerem bekannt. Eine eventuelle Korrektur der Übertragungsfunkti on dieses Übertragungssystems erfolgte nach Ermittlung der Resonanzfrequenz und des Dämpfungskoeffizienten mittels einer analogen elektrischen Schaltung oder eines ent sprechenden numerischen Algorithmus.

Um die bei der Verwendung der oben beschriebenen Methode auftretenden Meßverfäl schungen, die im Bereich von bis zu 40% liegen, wirksam zu korrigieren, wird bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ein Analog/Digital-Wandler 4 zwischen dem Druck wandler 3 und einer Signalanalyse- und -verarbeitungseinheit 5 angeordnet, der die analogen Signale des Druckwandlers 3 in digitale, an den Eingang der Signalanalyse- und -verarbeitungseinheit 5 angelegte Signale umsetzt. Innerhalb der Signalanalyse- und -verarbeitungseinheit 5 werden die gemessenen Daten auf der Basis einer digitalen Fou rieranalyse mit Korrekturfaktoren beaufschlagt und die so korrigierten Messwerte an eine Ausgabe- bzw. Auswerteeinrichtung 7 weitergeleitet.

Eine Einrichtung zur Bestimmung, kontinuierlichen Überwachung und Aktualisierung von Kalibrationsdatensätzen 6 für eine Korrektur von Messwertverfälschungen des Drucksignals ist an den Ausgang des Analog-Digitalwandlers 4 angeschlossen bzw. mit der Signalanalyse- und -verarbeitungseinheit 5 verbunden und ermittelt, überwacht und aktualisiert Parameter des Katheter-Leitungssystems, auf deren Grundlage dann eine Auswahl von Korrekturdatensätzen erfolgt.

Die digitalisierten und mit korrigierten Fourierkoeffizienten beaufschlagten Signale wer den von der Signalanalyse- und -verarbeitungseinheit 5 zu einer Anzeige- bzw. Aus werteeinheit 6 übermittelt, wobei eine Anzeige sowohl auf einem Monitorsystem als auch auf einem Ausdruck erfolgen kann. Je nach Standard des Monitors, werden die Signale zunächst einem Digital/Analog-Wandler zugeführt und anschließend ausgege ben oder direkt einem Monitor überspielt, der digitale Signal verarbeiten kann. Gegebe nenfalls müssen die Signale noch dergestalt aufbereitet werden, daß ein für die Darstel lung geeignetes Format vorliegt.

Eine andere Möglichkeit besteht in der Übermittlung der Daten an einen Computer, der diese speichert und auswertet. In diesem Fall werden die Daten nicht in einem Digi tal/Analog-Wandler bearbeitet sondern werden direkt von der Korrektur weitergeleitet.

Es besteht weiterhin die Möglichkeit, die Korrektur nicht online durchzuführen, sondern die Daten abzuspeichern und zu einem späteren Zeitpunkt auszuwerten oder zu korrigie ren. Voraussetzung dafür ist das Vorhandensein der systemspezifischen Daten sowie der Informationen über die Meßbedingungen, damit nachfolgend eine zutreffende Auswahl der Korrekturdatensätze erfolgen kann. Die Daten werden dafür vorteilhafterweise di rekt nach dem Druckwandler 3 aufgenommen und auf einem geeigneten Speichermedi um, beispielsweise einer CD oder Diskette, abgelegt.

Fig. 2 zeigt den Kurvenverlauf der superponierten Spektren mehrerer Messungen des Logarithmus des Betrags der Statistik (= Realteil des komplexen Logarithmus der Stati stik) [s_ij -m_j)³]/[s_ij - m_j)²]. In der unteren Grafik ist der Kurvenverlauf für Tip- Druckkurven und in der oberen Grafik sind die durch ein flüssigkeitsgefülltes System verfälschten Messwerte dargestellt. Man erkennt deutlich den exponentiellen Abfall der Tip-Druckkurven, der bei einer Logarithmierung der Frequenzachse zu einem linea ren Abfall wird. Die entsprechende Statistik der über das flüssigkeitsgefüllte Übertra gungssystem verfälschten Messwerte weicht deutlich von diesem exponentiellen Abfall ab. Dieser Unterschied der Spektren der Tip-Druckkurven und der durch das flüssig keitsgefülltes Übertragungssystem verfälschten Messwerte resultiert aus der Übertra gungsfunktion.

Die Übertragungsfunktion lässt sich also ermitteln, wenn aus den in der oberen Grafik dargestellten Kurven die in der unteren Grafik dargestellten Kurven ausreichend gut geschätzt werden können. Grundsätzlich gilt, dass für alle unverzerrten Patienten druckmessungen unabhängig von der Art der Erkrankung, vom gemessenen Druck und von der individuellen Messung der exponentielle Fit sehr gut ist (r < 0.9). Diese empi risch an einem umfangreichen Datensatz überprüfte Beziehung ist die Grundlage für die Schätzung des Verlaufs der Statistik für Tip-Druckkurven aus der entsprechenden Stati stik für die durch das flüssigkeitsgefüllte Übertragungssystem verfälschten Messwerte.

In Fig. 3 sind in der oberen Darstellung die Spektren einer Messung des Logarithmus des Betrags der Statistik (= Realteil des komplexen Logarithmus der Statistik):

[s_ij - m_j)³]/[s_ij -m_j)²]

dargestellt für eine Tip-Druckkurve und eine entsprechenden Statistik für die durch das flüssigkeitsgefüllte Übertragungssystem verfälschten Messwerte. Die Frequenzachse ist logarithmiert (natürlicher Logarithmus). Man sieht deutlich die Diskrepanz im Bereich der Übertragungsfunktion.

Die entsprechenden Regressionen für die Tip-Druckkurve und für die durch das flüs sigkeitsgefülltes Übertragungssystem verfälschten Messwerte zeigt die untere Darstel lung. Dabei lässt sich die Problematik der Ermittlung der Regression für die Tip- Druckkurven aus der Kurve der verfälschten Meßwerte verdeutlichen. Mit einer einfa chen Regression ist es nicht getan, da Steigung und Offset der beiden Kurven nicht übereinstimmen. Die entsprechenden Ansätze zur Bearbeitung dieses Problems werden in Verbindung mit Fig. 4 erläutert.

Bei der Analyse der Residuen nach Subtraktion der Regressionen sieht man deutlich den durch die Übertragungsfunktion verursachten Berg im Bereich der Resonanzfrequenz bei den Residuen der verfälschten Meßwerte. Die Residuen der Tip-Druckkurve oszil lieren im Bereich der höheren Frequenzen um die Nulllinie, zeigen aber im Bereich der niedrigen Frequenzen einen deutlichen Berg, der durch die kräftige Grundschwingung und die ersten Oberschwingungen des Pulssignals verursacht wird und bei der Erstel lung eines Signalmodells berücksichtigt werden muss.

In Fig. 4 sind die Spektren einer Messung des Logarithmus des Betrags der Statistik (= Realteil des komplexen Logarithmus der Statistik):

[s_ij - m_j)³]/[s_ij - m_j)²]

für eine Tip-Druckkurve (tip) und eine entsprechende Statistik für die durch das flüs sigkeitsgefüllte System verfälschten Messwerte (mes) dargestellt. Die Frequenzachse ist dazu logarithmiert (natürlicher Logarithmus).

Die entsprechenden Regressionen für die Tip-Druckkurve (tip reg 1 und tip reg 2) und für die durch das flüssigkeitsgefüllte System verfälschten Messwerte (mes reg 1 und mes reg 2) sind die beiden oberen Linien, die sich in der Mitte des Bildes kreuzen. Un ter Verwendung der Annahmen, dass die Übertragungsfunktion im niedrigen Frequenz bereich der Identität (Punkt 5.4. der obenstehenden Merkmalsgliederung) entspricht und ab Unterschreiten einer gewissen Signalschwelle vernachlässigbar ist (5.5, der obenstehenden Merkmalsgliederung) lässt sich eine Art Zwei-Punkt-Regression bilden (siehe die beiden unteren Geraden in Fig. 4).

Zur Verfügung stehen bei Fehlen einer Tipdruck-Referenzmessung (normaler Messfall) die beiden die verfälschten Meßwerte und die Regressionen der verfälschten Meßwerte wiedergebenden Kurven. Geschätzt werden soll die die Tip-Druckmessung wiederge bende Kurve. Das gelingt mit einer gewichteten Mittelung beider Regressionen der ver fälschten Messung hinreichend gut.

Diese Schätzung kann noch iterativ verbessert werden durch Grobabschätzung der Re sonanzfrequenz. Auch dieser Schritt wurde empirisch in extenso überprüft.

In den Fig. 5 und 6 sind die mittels verschiedener Methoden geglätteten Residuen, von Messungen des Logarithmus des Betrags der Statistik (= Realteil des komlexen Logarithmus der Statistik):

[s_ij - m_j)³]/[s_ij - m_j)²]

für zwei unterschiedliche flüssigkeitsgefüllte Systeme mit per externer Kalibration un abhängig bestimmten Resonanzen dargestellt.

Darin bezeichnet:
"org" die Originalmessung, d. h. die unbearbeitete Messkurve,
"tp" die mittels eines Tiefpassfilters geglättete Kurve,
"mvg" die mittels eines Mittelwertfilters geglättete Kurve,
"cub" die durch Interpolation mittels eines kubischen Polynoms geglättete Kurve,
"pol" die mit einem allgemeinen Polynom gefilterte Kurve.

Dabei erwies sich die mittels eines Tiefpassfilters durchgeführte Glättung am stabilsten. Die empirisch ermittelten Resonanzen werden durch Ringe markiert. Die Frequenzachse ist logarithmiert, aber mit entsprechenden delogarithmierten Frequenzen beschriftet.

Das Ergebnis kann gemäß Fig. 7, in der den Fig. 5 und 6 entsprechende Kurven verläufe dargestellt und entsprechend bezeichnet sind, allerdings bei Messungen mit einer relativen Lücke im Spektrum des Anregungssignals (Tip-Signals, Referenzsignals) im Bereich der Resonanzfrequenz gestört werden. Ein verbessertes Interpolationsverfah ren, z. B. ein Fitting an System 2. Ordnung, beseitigt dieses Problem.

Ein weiteres evtl. störendes Problem ist der Berg im Bereich der niedrigen Frequenzen des Originalsignals, der durch die kräftige Grundschwingung und die ersten Ober schwingungen des Pulssignals verursacht wird. Dieses Problem lässt sich wie folgt be heben:

1. Durch Festlegung einer Untergrenze für ein plausible Resonanzfrequenz z. B. 3 Hz.
2. Durch Nullsetzen der Residuen im niedrigen Frequenzbereich (bis 1 (2) Hz) 0.
3. Durch Verbessern des Modells dahingehend, dass der Anfang der geschätzten Refe renzregression ersetzt wird durch die Messwerte mit der Annahme, dass die Über tragungsfunktion die Identität im niedrigen Frequenzbereich ist. Um Stetigkeit zu gewährleisten, bietet sich an, beide Kurven gewichtet zu mitteln, wobei das Ge wicht der Messwerte bei 1 Hz 1 ist und relativ rasch auf 0 abfällt, und das Gewicht der Regression bei 1 Hz 0 ist und relativ rasch auf 1 ansteigt.

Bereits ohne diese Verbesserungen (Fitting an System 2. Ordnung, und Verbesserung des Signalmodells) erlaubt das Verfahren eine exakte und von Patienten (Krankheits bild), Art des Drucks und Übertragungssystems unabhängige Bestimmung des Dämp fungskoeffizienten und der Resonanzfrequenz, wie in systematischen Vergleichsunter suchungen mit per externer Kalibration unabhängig bestimmter Übertragungsfunktion nachgewiesen werden konnte.

Claims

1. Verfahren zur Ermittlung, Überwachung und Aktualisierung von Korrekturdaten zur Korrektur von Messwertverfälschungen und zur Kalibration von flüssig keitsgefüllten Übertragungssystemen, über die im Körper eines Patienten er fasste Patientensignale zu einem externen Messwertempfänger übertragen wer den, insbesondere für invasive Druckmessungen in der Kardiologie, Intensivme dizin und Anästhesie, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrekturdaten im Frequenzbereich für jede Frequenz aus einer Statistik der bei dieser Frequenz gemessenen Patientensignale ermittelt werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Korrekturdaten aus der aus dem Patientensignal gewonnenen Übertragungsfunktion ermittelt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Ermittlung der Korrekturdaten empirisch überprüfte Annahmen über die entsprechende Sta tistik von unverfälschten Patientensignalen und allgemeinen Eigenschaften der Übertragungsfunktion verwendet werden.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, gekennzeichnet durch:

a) eine Segmentierung des gemessenen Patientensignals,
b) eine komplexe, auf die Segmentlänge abgestimmte Fouriertransformation der Segmente,
c) eine segmentweise Statistik der ermittelten komplexen Fourierkoeffizien ten und
d) Ermittlung der Übertragungsfunktion aus dem Verhältnis der tatsächlichen, segmentweisen Statistik der ermittelten, komplexen Fourierkoeffizienten zu der bei einem unverfälschten Patientensignal erwarteten Statistik der komplexen Fourierkoeffizienten.

5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die komplexe, auf die Segmentlänge abgestimmte Fouriertransformation der Segmente bei einer Fast-Fouriertransformation mittels Zero-Padding erfolgt.

6. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, gekennzeichnet durch:

a) eine Segmentierung des gemessenen Patientensignals,
b) eine komplexe, auf die Segmentlänge abgestimmte Fouriertransformation der Segmente,
c) eine segmentweise Statistik der ermittelten komplexen Fourierkoeffizienten,
d) eine logarithmische Transformation der tatsächlichen, segmentweisen Stati stik und eine Schätzung der entsprechenden, bei einem unverfälschten Pati entensignal zu erwartenden Statistik und
e) eine Ermittlung der Übertragungsfunktion aus der Differenz der logarithmi schen Transformation der Statistiken.

7. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, gekennzeichnet durch:

a) eine Segmentierung des gemessenen Patientensignals,
b) eine komplexe, auf die Segmentlänge abgestimmte Fouriertransformation der Segmente,
c) eine segmentweise Statistik der ermittelten komplexen Fourierkoeffizienten,
d) eine Differentiation der aus den Werten der Statistik als Koeffizienten ge bildeten Fourierreihe und
e) eine Ermittlung der Resonanz und Dämpfung aus den Koeffizienten der dif ferenzierten Reihe.

8. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, gekennzeichnet durch eine Segmentierung des gemessenen Patientensignals und Bestimmung des Ceptrums.

9. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch ge kennzeichnet, dass die Segmentierung eines invasiv mittels eines Kathetersy stems gemessenen Patientendrucksignals zur invasiven intraarteriellen und/oder intravenösen Druckmessung herzschlagweise erfolgt.

10. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch ge kennzeichnet, dass die Segmentierung in Patientensignalsegmenten erfolgt, die hinsichtlich ihrer Länge für eine Fouriertransformation geeignet sind.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine für die Fou riertransformation geeignete Länge des Patientensignalsegments dadurch be stimmt wird, dass ab einer vorgebbaren Mindestlänge ein Vorzeichenwechsel der ersten Ableitung des gemessenen Patientensignals nach der Zeit unter der Rand bedingung eines minimalen Betrags der zweiten Ableitung des Patientensignals nach der Zeit auftritt.

12. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass eine für die Fou riertransformation geeignete Länge des Patientensignalsegments dadurch be stimmt wird, dass ab einer vorgebbaren Mindestlänge ein Minimum des Fehlers bei Approximation des Patientensignals durch eine im höheren Frequenzbereich abgeschnittene Fourierreihe auftritt.

13. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine Trendbereinigung der Segmentierung des Patientensignals bzw. Patientendrucksignals.

14. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine Vervielfachung des segmentierten Patientensignals bzw. Patien tendrucksignals.

15. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnct, dass das Signalmodell für einen komplexen Fourierkoeffizien ten S_i
S_i = t_i(m_i+ v_i)
ist, wobei t_i eine multiplikative Komponente (Konvolution mit Übertragungs funktion), m_i ein Mittelwert und v_i ein variabler Anteil des aus einer Messung ermittelten Fourierkoeffizenten S_i für die Frequenzen i = 0 . . . maximal ist und die Anzahl n der Segmente bzw. segmentweisen Fouriertransformationen für die Statistik so bestimmt wird, daß durch die Bedingungen
(m_n - m_n-1)² < ε
eine hinreichende Mittelwertstabilität und
Σ(s_j - m_n)² < δ
eine ausreichende Varianz für die Statistik mit mit einem Mittelwert des komple xen Fourierkoeffizienten bei einer Statistik der Längen und s_j einem komple xen Wert des Fourierkoeffizienten bei einer Wiederholung j mit j = 1 . . . n sowie ε und δ als gewählten Schranken gegeben ist.

16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die optimalen Schwellwerte ε und δ empirisch bestimmt werden.

17. Verfahren nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Über tragungsfunktion aus einer Statistik der Form [Σ(s_ij - m_j)^p)/[Σ(s_ij - m_j)^q) für alle Frequenzlinien j = 1 . . . max und für i = 1 . . . n Segmente bestimmt wird, wobei für die Parameter p und q die Bedingung p < q gilt und die Parameter p und q empi risch bestimmt werden.

18. Verfahren nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, dass Median werte als Schätzwerte verwendet werden, die durch komplexe Differentiation oder Logarithmierung der entsprechenden Fourierreihe und einer daraus abge leiteten Folge von Koeffizienten, mit einer gleichmäßigen Größenverteilung über den Frequenzbereich gewonnen werden.

19. Verfahren nach Anspruch 17 oder 18, dadurch gekennzeichnet, dass zusätzlich Momenten oder Cumulanten höherer Ordnung bestimmt werden.

20. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine Mittelung mehrerer aufeinanderfolgender Ermittlungen der Übertragungsfunktion.

21. Verfahren nach Anspruch 20, gekennzeichnet durch eine gewichtete Mittelung mehrerer aufeinanderfolgender Ermittlungen der Übertragungsfunktion.

22. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine formale Modellierung der nacheinander ermittelten Übertra gungsfunktion als Raum-Zustandsmodell.

23. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine Vergröberungen der spektralen Auflösung durch Klassenbildung für mehrere Frequenzlinien.

24. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine glättende Interpolation der ermittelten Übertragungsfunktion und/oder Filterung der Übertragungsfunktion mittels eines Tiefpassfilters.

25. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, gekennzeich net durch eine direkte Anpassung an ein System 2. Ordnung mit minimaler Ab weichung der aus der Statistik ermittelten verrauschten Übertragungsfunktion.

26. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch ge kennzeichnet, dass nach einer Reduktion des Rauschens in der aus dem Ver hältnis der tatsächlichen Statistik zu der bei einem unverfälschten Patientensi gnal erwarteten Statistik oder der Differenz dieser Funktionen nach einer log arithmischen Transformation ermittelten Übertragungsfunktion der Dämpfungs koeffizient und die Resonanzfrequenz, bzw. der Betrag der Übertragungsfunkti on für die einzelnen Frequenzlinien ermittelt werden.

27. Verfahren nach den voranstehenden Ansprüchen 20 bis 26, gekennzeichnet durch ein iteratives Verfahren zur Verbesserung der Ergebnisse.

28. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch ge kennzeichnet, dass die Phase aus der Übertragungsfunktion errechnet wird.

29. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche 1 bis 27, da durch gekennzeichnet, dass die Phase aus einer weiteren Statistik der in den Ansprüchen 17 und 18 spezifizierten Form ermittelt wird.

30. Verfahren nach mindestens einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch ge kennzeichnet, dass aus der Amplitude und der Phase der so bestimmten Über tragungsfunktion die komplexe Inverse dieser Funktion rechnerisch ermittelt wird, die als Korrekturdatensatz für eine Korrektur im Frequenzbereich dient, wobei eine segmentweise Fouriertransformation der gemessenen Patientensi gnale erfolgt.