DE10061189A1

DE10061189A1 - Verfahren zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des arteriellen Blutdrucks

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Publication number: DE10061189A1
Application number: DE10061189A
Authority: DE
Inventors: Ingo Stoermer; Peter Buttgereit
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2000-12-08
Filing date: 2000-12-08
Publication date: 2002-06-27

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur kontinuierlichen Bestimmung des arteriellen Blutdrucks durch Messung der Pulswellenlaufzeit (PTT), bei dem an wenigstens zwei Körperbereichen eines Patienten Messsignale abgenommen werden, aus der Zeitdifferenz zwischen korrespondierenden Punkten der beiden Signale die Pulswellenlaufzeit bestimmt und daraus ein Wert für den Blutdruck abgeleitet wird. Um die Genauigkeit zu verbessern und die Anwendung gleichzeitig zu vereinfachen, ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass jeder Sensor mit wenigstens zwei Elektroden (1, 2; 3, 4) ein die Impedanz in dem Körperbereich repräsentierendes Messsignal aufnimmt, aus den Messsignalen in den beiden Körperbereichen Pulswellenlaufzeit bestimmt und daraus der mittlere arterielle Blutdruck bestimmt wird. Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren läßt sich auf einfache Weise, mit standardgemäßen Elektroden, die Pulswellenlaufzeit bestimmen und daraus der mittlere arterielle Blutdruck und schließlich auch der systolische und der diastolische Blutdruck bestimmen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur kontinuierlichen, nicht-invasiven Bestimmung des arteriellen Blutdrucks durch Messung der Pulswellenlaufzeit (PTT: Puls Transition Time), bei dem an wenigstens zwei Körperbereichen eines Patienten Messsi gnale abgenommen werden, aus der Zeitdifferenz zwischen korre spondierenden Punkten der beiden Signale die Pulswellenlaufzeit bestimmt und daraus ein Wert für den Blutdruck abgeleitet wird.

Ein derartiges Verfahren ist zum Beispiel aus WO 00/10453 be kannt. Bei dem bekannten Verfahren wird die durch den Herzschlag verursachte Pulswelle an zwei voneinander entfernten Stellen des Körpers eines Patienten erfasst, wobei hierzu druckempfindliche Sensoren verwendet werden, die den Ausschlag an der Hautoberflä che, der durch den Herzschlag und die resultierende Druckwelle erzeugt wird, aufnehmen. Das von zwei entfernt zueinander an der Haut des Patienten aufgenommene Messsignal wird jeweils einer Zeitableitung unterzogen und anschließend die Pulswellenlaufzeit durch Bestimmung der zeitlichen Verschiebung zwischen charak teristischen Punkten der Messsignalverläufe bestimmt. Aus der Pulswellenlaufzeit lässt sich, nachdem eine Kalibrationskonstan te bestimmt ist, ein Maß für den mittleren arteriellen Blutdruck ableiten.

Ein solches Verfahren zur kontinuierlichen Messung und Überwa chung des Blutdrucks eines Patienten ist unzuverlässig und kann erhebliche Ungenauigkeiten aufweisen, da bereits geringfügige Bewegungen des Patienten die Messsignale der Sensoren verfäl schen können.

Andere Verfahren zur Bestimmung des Blutdrucks auf Grundlage der Pulswellenlaufzeit benutzen als Sensoren Photoplethysmographen oder Ultraschall-Doppler. Mit den Letzteren lassen sich praxis taugliche Ergebnisse erzielen, der Aufwand bei der Plazierung der Schallköpfe und die Einsatzkosten sind jedoch zu hoch, um für den klinischen Alltag tauglich zu sein. Photoplethysmogra phen sind vergleichsweise kostengünstig, sie sind jedoch auf das Registrieren von Volumenpulsen der die Haut versorgenden peri pheren Arterien (Arterien vom muskulären Typ) beschränkt. Der Volumenpuls der Arterien vom muskulären Typ ist aber durch die vom Herzen aus gesehene starke Verengung der Gefäße etwa um den Faktor 2.500 durch Reflexionen und Überlagerungen stark ver zerrt so dass die Berechnung der Pulswellengeschwindigkeit zu ungenau wird. Ein weiterer Nachteil der Bestimmung der Pulswel lenlaufzeit mittels Photoplethysmographen liegt darin, dass die Durchblutung der terminalen Strombahn in kritischen Kreislaufsi tuationen (zum Beispiel Zentralisierung bei Schock) oder bei Kälte (kalte Hände) sehr stark eingeschränkt ist, so dass in solchen Situationen gar kein Signal mehr registrierbar ist, was besonders unbefriedigend ist, da gerade in kritischen Situatio nen präzise Werte für den Blutdruck benötigt werden.

In dem Artikel "Clinical evaluation of continuous non-invasive blood pressure monitoring: Accuracy and tracking capabilities", Christopher C. Young et al., Journal of Clinical Monitoring, Vol. 11, No. 4, Juli 1995, Seiten 245-252, wurde die Genauigkeit der Blutdruckmessung über die Pulswellenlaufzeit, die mittels zwei entfernt am Körper angeordneten photometrischen Zellen bestimmt wurde, mit den gleichzeitig aufgenommenen Ergebnissen einer invasiven Blutdruckmessung verglichen. Die invasive Blut druckmessung, die mit einem an einem Katheter in eine Arterie eingeführten Sensor arbeitet, ist die derzeit präziseste zur Verfügung stehende Methode, da es sich um eine direkte Messung der interessierenden Parameter handelt. Die Präzision der direk ten Messung ist jedoch aufgrund der Probleme durch Eigenfrequenz und Dämpfung des Systems Gegenstand kontroverser Diskussionen. Gleichwohl zeigt die Gegenüberstellung in dem genannten Artikel, dass die über die Pulswellenlaufzeit, bestimmt durch photome trische Pulssensoren, ermittelten Blutdruckwerte oft nicht gut mit den präziseren invasiv gemessenen Blutdruckwerten überein stimmen und darüberhinaus in einem relativ längeren Zeitraum gar nicht verfügbar sind. Desweiteren wird nicht die Pulswellenlauf zeit in zentralen Arterien (Arterien vom elastischen Typ) er fasst, die den zu bestimmenden Paramter (zentraler Blutdruck) widerspiegelt.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur kontinuierlichen Bestimmung des arteriellen Blutdrucks durch Messung der Pulswellenlaufzeit so zu verbessern, dass das Ver fahren verlässlich und präzise arbeitet und mit geringem Aufwand anwendbar ist.

Zur Lösung dieser Aufgabe dienen die kennzeichnenden Merkmale des Patentanspruchs 1 in Verbindung mit dessen Oberbegriff. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unter ansprüchen aufgeführt.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird in wenigstens zwei Körper bereichen, vorzugsweise am Thorax und am Unterschenkel, ein die Impedanz repräsentierendes Messsignal aufgenommen. Die Impedanz läßt sich z. B. einfach mit vier auf die Haut aufgeklebten Elek troden, die von einer Steuer- und Auswerteeinheit betrieben werden, bestimmen. Es ist bekannt, dass Impedanzänderungen Ände rungen des Flüssigkeitsgehaltes in dem untersuchten Körperbereich widerspiegeln, so dass der zeitliche Verlauf der Impedanz dazu geeignet ist, durch Vergleich von wenigstens zwei die Impe danz repräsentierenden Messsignalen, die an voneinander entfern ten Stellen aufgenommen werden, die Pulswellenlaufzeit zu be stimmen.

Vorzugsweise wird die Zeitableitung der aufgenommenen Messsigna le gebildet, und es werden lokale Extremwerte, z. B. Maxima in den Zeitableitungen bestimmt, die den Punkten maximaler Steigung der Impedanz entsprechen, und aus der zeitlichen Verschiebung dieser Maxima gegeneinander ein Wert für die Pulswellenlaufzeit bestimmt. Ferner können die aufgenommenen Messsignale bzw. deren Zeitableitungen dazu verwendet werden, um die Herzzyklusdauer zu bestimmen.

Werden je zwei Sensoren z. B. im Bereich des Thorax und im Be reich des Unterschenkels angebracht und aus charakteristischen Punkten der Impedanzverläufe die Pulswellenlaufzeit bestimmt, so erhält man die Pulswellenlaufzeit der zentralen Strombahn. Die Verzerrung der Druck- und Stromkurven ist in diesem Bereich vergleichsweise gering, so dass die Präzision des Verfahrens mindestens im Bereich der bisher präzisesten Verfahren, nämlich der invasiven Messung mittels Katheter, liegt.

Aus der Pulswellenlaufzeit lässt sich nach geeigneter Kalibra tion unmittelbar der mittlere arterielle Blutdruck bestimmen.

Mit dem Verfahren der vorliegenden Erfindung können darüberhin aus auch die Werte des systolischen und des diastolischen Blut drucks bestimmt werden, wobei die dabei verwendeten Beziehungen in der folgenden detaillierten Beschreibung der Erfindung darge stellt werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren ist besonders vorteilhaft, da mit der Impedanz ein einfach und verlässlich messbarer Parameter verwendet wird, der einfach mit jeweils zwei standardmäßig und kostengünstig zur Verfügung stehenden Elektroden aufgenommen werden kann. Die Beeinträchtigung des Patienten ist, anders als bei invasiven Methoden oder der Messung über eine permanent anliegende Druckmanschette, minimal. Darüber hinaus ist die Messung robust und wenig störanfällig und liefert auch in kriti schen Situationen mit einhergender mangelnder Durchblutung der terminalen Strombahn verlässliche Blutdruckwerte.

Die Erfindung wird im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen in den Zeichnungen beschrieben, in denen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung des Druckverlaufs während eines Herzzyklus ist;

Fig. 2 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens ist;

Fig. 3 eine schematische Darstellung der aufgenommenen Mess signale ist;

Fig. 4 Darstellungen des Druckverlaufs während eines Herzzyklus in verschiedenen Bereichen mit zunehmender Entfernung vom Herzen sind;

Fig. 5 ein Graph ist, in dem die mit der vorliegenden Erfindung gemessenen Blutdruckwerte mit invasiv gemessenen Werten verglichen sind.

Gemäß Fig. 2 und 3 wird bei dem vorliegenden Verfahren mit zwei Elektroden 1 und 2, die auf Abstand zueinander in einem ersten Körperbereich, vorzugsweise wie dargestellt am Thorax angebracht sind, und mit zwei Elektroden 3 und 4, die auf Ab stand zueinander vorzugsweise am Unterschenkel angebracht sind, jeweils der Wechselstromwiderstand Z (bzw. ein die Impedanz repräsentierendes Messsignal) zwischen den Elektroden der beiden Elektrodenpaare 1, 2 und 3, 4 als Messkurve aufgenommen. Dazu wird über die weiteren Elektroden 5, 6 am Kopf und Fuß des Pa tienten eine schwache, hochfrequente Wechselspannung angelegt wird, so dass zwischen den Elektrodenpaaren 1, 2 und 3, 4 je weils eine Spannung aufnehmbar ist.

In der in Fig. 2 gezeigten Vorrichtung wird zunächst die Zeit ableitung dZ/dt der aufgenommenen Messsignale gebildet und die Zeitableitungen dann verschiedenen Filterungen unterzogen, näm lich in einem 50 Hz Bandsperrfilter 12, einem 5 Hz Hochpassfil ter 14 und einem 16 Hz Tiefpassfilter 16, wonach die Signale in einer Analog/Digital-Wandlereinrichtung 18 einer A/D-Wandlung unterzogen werden. In der Steuer- und Auswerteeinheit 20, die vorzugsweise durch einen geeignet programmierten Computer gebil det wird, werden die aufgenommenen Messsignale verschiedenen Untersuchungen und Verarbeitungen zugeführt.

In der Steuer- und Auswerteeinheit 20 sind die aufeinanderfol genden Auswerteschritte schematisch wie in einem Flussdiagramm dargestellt. In Schritt 22 werden die Zeitableitungen der aufge nommenen Impedanzfunktionen nach lokalen Extremwerten abgesucht. In Schritt 24 erfolgt eine weitere Mustererkennung, um charak teristische Punkte in den Kurvenverläufen sicher zu identifizie ren. Durch Bestimmen von Maxima in den Zeitableitungen lassen sich z. B. die Punkte des maximalen Anstiegs in der Impedanzfunk tion auffinden.

Zur Bestimmung der Pulswellenlaufzeit PTT wird innerhalb jedes Herzzyklus jeweils aus den die Impedanz repräsentierenden Mess signalen in den gewählten Körpersegmenten (vorzugsweise Thorax und Unterschenkel) ein charakteristischer Punkt bestimmt (z. B. lokales Maximum in der Ableitung des Messsignals nach der Zeit, was dem Punkt maximaler Steigung im Impedanzsignal entspricht). Durch. Bestimmung der zeitlichen Verschiebung zwischen den cha rakteristischen Punkten wird, wie in Fig. 3 illustriert ist, die Pulswellenlaufzeit PTT bestimmt.

Die Berechnung von mittelerem, diastolischem und systolischem Blutdruck, wobei die Verfahrensweisen weiter unten beschrieben werden, erfolgt in Schritt 30. Dabei gehen mit 32 bezeichnete Kalibrationskonstanten ein. Die Ergebnisse werden schließlich auf einem Anzeigeschirm 40 dargestellt.

In der dargestellten Ausführungsform können aufgrund der mit den weiteren Elektroden 5 am Kopf und 6 am Fuß des Patienten ange legten hochfrequenten schwachen Wechselspannung über die Elek trodenpaare 1, 2 und 3, 4 Spannungen abgegriffen und dadurch die Impedanzen der zwischen den Elektroden 1, 2 und 3, 4 liegenden Körpersegmente repräsentierende Messsignale abgeleitet werden.

Ferner ist es in dieser Ausführungsform möglich über die Elek troden 1, 2 am Thorax eine EKG-Kurve aufzunehmen. Die zusätzli che Aufnahme einer EKG-Kurve ermöglicht es, weitere Parameter, wie etwa die Pre-ejection Periode (PEP) und die Herzzyklusdauer, durch Vergleich von EKG-Kurve mit den Zeitableitungen der Impe danzkurven zu bestimmen. Auch kann mittels der EKG-Kurve und einer Messignalkurve eine Abschätzung für die Pulswellenlaufzeit gewonnen werden, falls das andere Messsignal aufgrund einer Störung nicht auswertbar ist.

Die Bestimmung des mittleren arteriellen Blutdrucks MAP aus der Pulswellenlaufzeit PTT kann in folgender Weise vorgenommen wer den. Es ist bekannt, dass das Elastizitätsmodul und die Druck änderung in einem festen Verhältnis zueinander stehen, dass durch folgende Gleichungen beschrieben wird:

Dabei ist:
C: Pulswellengeschwindigkeit
r: Lumenradius
E: Elastizitätsmodul
h: Wanddicke
V: arterielles Volumen
P: Druck
ρ: Blutdichte
PTT: Pulswellenlaufzeit
d: Distanz

Unter der Annahme, dass h, V, r, ρ während einer kurzen Beobach tungszeit von einigen Stunden näherungsweise als konstant ange sehen werden können, lassen sich die Formeln zu

ΔP = const.c²

vereinfachen. Die Pulswellengeschwindigkeit ist natürlich zu der Pulswellenlaufzeit umgekehrt proportional, so dass:

gilt.

Dieser Zusammenhang zwischen dem mittleren arteriellen Blutdruck MAP und der Pulswellenlaufzeit PTT wurde schon 1922 von Bramwell beschrieben und später von Wetterer experimentell geprüft.

Der mittlere arterielle Blutdruck ergibt sich mittels oszillome trischer Druckmessung p₀ durch den Kalibrationsfaktor k:

k = p₀.PTT².

Im Folgenden wird gezeigt, wie sich mit dem Verfahren auch der diastolische und der systolische Blutdruck bestimmen lässt.

Fig. 4 zeigt die Druckverläufe entlang dem arteriellen Haupt rohr bei einem jüngeren Erwachsenen. Man bezeichnet das Druckmi nimum am Ende des Herzzyklus als diastolischen Druck, das Druck maximum im Verlauf der Blutauswurfsphase des Herzens als systo lischen Druck.

Elastizität und Querschnitt der Arterien verringern sich mit wachsendem Abstand vom Herzen. Dadurch erhöht sich der Druckwel lenwiderstand, der zur systolischen Druckerhöhung führt, was sich auch an Fig. 4 ablesen lässt. Das Ausmaß der Druckerhöhung ist individuell unterschiedlich und verändert sich z. B. mit dem Alter des Menschen.

Der mittlere arterielle Blutdruck MAP wird bei bekanntem Druck verlauf als Integral über den Druckverlauf über die Zeitdauer eines Herzzyklus bestimmt. Gewinnt man die Druckverlaufskurve aus einer Arterie einer Extremität (üblich ist etwa A. radialis oder A. femoralis), so ergibt sich durch die systolische Druck erhöhung für den systolischen Druck ein zu hoch und für den mittleren und diastolischen arteriellen Druck ein zu klein ge schätzter Wert.

Ist andererseits der mittlere arterielle Blutdruck MAP bekannt, wie beim vorliegenden Verfahren aus der Bestimmung der Pulswel lenlaufzeit PTT, so kann für die Bestimmung des zentralen (herz nahen) systolischen und diastolischen Drucks ein festes Verhält nis zum MAP angenommen werden: Der herznahe Druckverlauf lässt sich durch einen linearen Anstieg des Druckes von diastolisch auf systolisch, gefolgt von einem linearen Abfall wieder auf den diastolischen Wert innerhalb des Herzzyklus annähern. Dieser näherungsweise Verlauf ist schematisch in Fig. 1 dargestellt. Das Integral ergibt sich dann näherungsweise als

mit:
p = arterieller Druckverlauf
Δp = Druckamplitude
p_sys = systolischer Blutdruck
p_dia = diastolischer Blutdruck
EP = Volumenauswurfzeit des Herzens
RR = Herzzyklusdauer.

Legt man statt des hier betrachteten herznahen Druckverlaufs, wie er in Fig. 1 dargestellt ist, einen herzfernen Druckverlauf zugrunde, so ergibt sich statt des arithmetischen Mittels in der obigen Beziehung ein gewichtetes Mittel, das durch Kalibrierung bestimmt werden kann.

Zur Bestimmung der Blutdruckamplitude wird näherungsweise an genommen, dass das Elastizitätsmodul des arteriellen Gefäßsy stems im betrachteten Abschnitt konstant sei:

Δp ∝ ΔV

mit ΔV = Volumenänderung im System.

Ausgehend vom diastolischen Druck p_dia kommt es mit jedem Herz schlag zu einer systolischen Volumenänderung ΔV_sys, die durch das Herzschlagvolumen SV innerhalb der Volumenauswurfzeit EP des Herzens abzüglich des ausströmenden Volumens k₂.EP.MAP gegeben ist, wodurch der arterielle Blutdruck um Δp_sys auf den systoli schen Wert p_sys steigt:

ΔV_sys = SV - k₂.EP.MAP

Δp_sys ∝ SV - k₂.EP.MAP

p_sys = p_dia + k₁.(SV - k₂.EP.MAP)

wobei k₁, k₂ Kalibrationskonstanten sind.

Ferner kommt es zu einem Volumenausstrom ΔV_dia, da das Blut ge trieben vom MAP gegen den Strömungswiderstand TPR (Total Peri pheral Resistance) kontinuierlich aus dem arteriellen in das venöse Gefäßsystem fließt. Der TPR kann innerhalb eines Herzzy klus als konstant angenommen werden. Der im Folgenden betrachte te Zeitraum umfasst eine Herzzyklusdauer RR. Es kommt ausgehend vom systolischen Blutdruck durch den Volumenverlust zu einem Druckabfall um ΔP_dia Proportional zur Verringerung des Volumens:

ΔV_dia ∝ MAP.(RR - EP)

Δp_dia ∝ MAP.(RR - EP)

p_dia = p_sys - k₂.MAP.(RR - EP)

Dabei ist die Blutdruckamplitude immer auf den diastolischen Druck des vorhergehenden Herzzyklus aufgelagert.

Δp_dia und Δp_sys sind äquivalente Ausdrücke für die Blutdruckam plitude. Die Konstanten k1 bzw. k2 in den obigen Formeln erhält man durch oszillometrische Kalibrierung. Aus der obigen Be schreibung ergibt sich, dass die mit zwei Alternativen berech nete Blutdruckamplitude ΔP_dia und ΔP_sys lediglich geeignet um den mittels PTT bestimmten Mittelwert MAP zentriert werden muss, um den systolischen und den diastolischen Druck zu erhalten, wobei folgende zwei Berechnunsgmöglichkeiten gegeben sind:

p_sys = p_dia+ k₁.(SV - k₂.EP.MAP) = MAP + k₁.(SV - k₂.EP.MAP).γ₁

p_dia = p_sys - k₁.(SV - k₂.EP.MAP) = MAP - k₁.(SV - k₂.EP.MAP).(γ₁ - 1) (1)

p_dia = p_sys - k₂.MAP.(RR - EP) = MAP - γ₂.k₂.MAP.(RR - EP) = MAP.(1 - k₂.γ₂.(RR - EP)))

p_sys = MAP.(1 + k₂.(RR - EP).(1 - 2γ₂))

wobei γ₁, γ₂ Gewichtungsfaktoren sind.

Nimmt man eine von der in Fig. 1 dargestellten abweichende Druckkurve an, gehen die Gewichtungsfaktoren in die Kalibration mit ein.

Beide oben aufgeführten Alternativen (1) und (2) zur Bestimmung von p_dia und sind gleichwertig und sind alternativ anwendbar.

Fig. 5 zeigt die über einen längeren Zeitraum aufgenommenen Blutdruckwerte, die gemäß dem vorliegenden Verfahren bestimmt wurden, im Vergleich mit invasiv, mit einem in der Arterie an geordneten Drucksensor bestimmten Blutdruckwerten. Die Daten in beiden Messreihen wurden durch gleitende Mittelung geglättet. Die Daten wurden während einer Narkose-Einleitung aufgenommen, die für den starken Blutdruckabfall verantwortlich ist. Auch ist der periodische Einfluss der Atmung auf den Blutdruck erkennbar, und zwar auch bei dem erfindungsgemäßen Verfahren, was die Ge nauigkeit und das gute Auflösungsvermögen des erfindungsgemäßen Verfahrens belegt.

Der Vergleich in Fig. 5 zeigt, dass das vorliegende Verfahren Ergebnisse liefert, die mit den invasiv gemessenen sehr gut übereinstimmen. Die vorliegende Erfindung erlaubt daher mit sehr viel geringerem Aufwand, und für den Patienten weit weniger unangenehm, als die invasiven Verfahren eine kontinuierliche Blutdrucküberwachung durchzuführen, deren Messgenauigkeit und Verlässlichkeit mit der von invasiven Verfahren vergleichbar ist.

Claims

1. Verfahren zur kontinuierlichen Bestimmung des arteriellen Blutdrucks durch Messung der Pulswellenlaufzeit (PTT), bei dem an wenigstens zwei Körperbereichen eines Patienten Mess signale abgenommen werden, aus der Zeitdifferenz zwischen korrespondierenden Punkten der beiden Signale die Pulswel lenlaufzeit bestimmt und daraus ein Wert für den Blutdruck abgeleitet wird, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Sensor mit wenigstens zwei Elektroden (1, 2; 3, 4) ein die Impedanz in dem Körperbereich repräsentierendes Messsignal aufnimmt, aus den Messignalen in den beiden Körperbereichen Pulswel lenlaufzeit bestimmt und daraus der mittlere arterielle Blutdruck bestimmt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein die Impedanz repräsentierendes Messsignal im Bereich des Thorax und ein weiteres weiter peripher (herzfern), etwa im Bereich des Unterschenkels, aufgenommen wird.

3. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Zeitableitung der aufgenommenen Messsignale gebildet und lokale Extremwerte in den Zeitab leitungen bestimmt werden, um aus der Verschiebung der Maxi ma bzw. Minima einen Wert für die Pulswellenlaufzeit zu bestimmen.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die aufgenommenen Messsignale dazu verwendet werden, um die Herzzyklusdauer (RR) zu bestimmen.

5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwei weitere Elektroden (5, 6) angelegt werden, mit denen über die beiden Körperbereiche eine Wech selspannung angelegt wird, und dass mit den beiden Elektro den (1, 2; 3, 4) jedes Sensors die resultierenden Spannungen abgegriffen und die Impedanzen in den Körperbereichen re präsentierende Werte bestimmt werden.

6. Verfahren nach Ansprüche 5, dadurch gekennzeichnet, dass die weiteren Elektroden (5, 6) mit verschiedenen Wechselstrom frequenzen beaufschlagt werden und ein mittlerer Wert für die Impedanzen aus den Messungen bei verschiedenen Frequen zem bestimmt wird.

7. Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass die weiteren Elektroden (5, 6) an Kopf und Fuß des Patienten angebracht werden.

8. Verfahren nach Anspruch 5, 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass mit den Elektroden (1, 2, 3, 4) wenigstens eine EKG- Kurve aufgenommen wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die EKG-Kurve dazu verwendet wird, um die Herzzyklusdauer RR zu bestimmen.

10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die EKG-Kurve und eines der Messsignale dazu verwendet werden, eine Abschätzung für die Pulswellenlaufzeit zu er halten, falls aufgrund einer Störung nur ein Messsignal zur Verfügung steht.

11. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der mittlere arterielle Blutdruck durch die Beziehung MAP = k/PTT² aus der Pulswellenlaufzeit PTT bestimmt wird, wobei k eine oszillometrisch bestimmte Kali brationskonstante ist.

12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass auf Grundlage der aus den Messsignalen abgeleiteten Werte für den mittleren arteriellen Blutdruck MAP und der Herzzyklusdauer RR Werte für den systolischen und den diastolischen Blutdruck abgeleitet werden.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der systolische Blutdruck auf Grundlage der Beziehung
p_sys = p_dia+ k₁.(SV - k₂.EP.MAP) = MAP + k₁.(SV - k₂.EP.MAP).γ₁
und der diastolische Blutdruck auf Grundlage der Beziehung
p_dia = p_sys - k₁.(SV - k₂.EP.MAP) = MAP - k₁.(SV - k₂.EP.MAP).(γ₁ - 1)
bestimmt werden, wobei k₁ und k₂ Kalibrationskonstanten und γ₁ ein Gewichtungsfaktor sind.

14. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der diastolische Blutdruck auf Grundlage der Beziehung
p_dia = p_sys- k₂.MAP.(RR - EP) = MAP - γ₂.k₂.MAP.(RR - EP) = MAP.(1 - k₂.γ₂.(RR - EP)))
und der systolische Blutdruck auf Grundlage der Beziehung
p_sys = MAP.(1 + k₂.(RR - EP).(1 - 2γ₂))
bestimmt werden, wobei k₂ eine Kalibrationskonstante und γ₂ ein Gewichtungsfaktor ist.

15. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die abgeleiteten Blutdruckwerte einer Glättungsfilterung unterzogen und grafisch angezeigt werden.

16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Glättungsfilterung mit Hilfe eines Kalman-Filters vorgenom men wird.

17. Vorrichtung zur Ausführung eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche.

18. Vorrichtung nach Anspruch 17, mit wenigstens sechs Elektro den (1, 2, 3, 4, 5, 6) und einer Steuer- und Auswerteeinheit (20), die dazu vorbereitet ist, ein die Impedanz repräsen tierendes Messsignal zwischen jeweils zwei Elektroden (1, 2; 3, 4) aufzunehmen, die Zeitableitungen der beiden Messsigna le zu bilden, lokale Extremwerte in den Zeitableitungen zu erkennen und daraus die Pulswellenlaufzeit und die Herzzy klusdauer zu bestimmen, woraus wiederum nach Kalibrierung der mittlere arterielle Blutdruck, der systolische Blutdruck und der diastolische Blutdruck abgeleitet und angezeigt werden.