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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur nicht-invasiven
Messung von dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern.
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In
der klinischen Medizin besteht vor allem bei kritisch kranken Patienten
regelmäßig die Aufgabe das Herzkreislaufsystem
gezielt therapeutisch zu beeinflussen. In der Regel stellt sich
bei versagendem Herzkreislaufsystem die entscheidende Frage, inwieweit
eine Auffüllung des Kreislaufs mittels Infusionslösungen
sinnvoll ist, oder ob alternativ bzw. in welchem Ausmaß der
Kreislauf durch kreislauf-aktive Medikamente unterstützt
werden sollte. Man spricht in diesem Zusammenhang von „Volumen-Reagilibität” bzw. „volume-responsiveness
(VR)”.
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Es
hat sich zunehmend heraus kristallisiert, dass die klassischen Messgrößen
für die Füllung des Kreislaufsystems, wie z. B.
der zentral-venöse Druck oder auch der pulmonalkapilläre
Verschlussdruck wenig geeignet sind, die Volumen-Reagilibität
(VR) vorherzusagen. Volumetrische Messgrößen,
wie z. B. Volumina der Herzhöhlen oder das gesamte im Brustkorb
befindliche Volumen (intrathorakale Blutvolumen), sind zwar prinzipiell
besser geeignet, unterliegen jedoch auch verschiedenen Einschränkungen.
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Im
Gegensatz zu diesen mehr statischen Messgrößen
waren daher in jüngerer Zeit zunehmend dynamischen Messgrößen
Gegenstand von wissenschaftlichen Untersuchungen, die in aller Regel
auf der Interaktion von Herz und Lunge beruhen. Die Druckschwankungen,
die im Brustkorb durch die Atmung, insbesondere bei mechanischer
Beatmung mit intermittierend positiven Drücken, hervorgerufen werden,
beeinflussen die Füllung sowohl des rechten als auch des
linken Herzens. Hierdurch kommt es wiederum zu einer atmungsbedingten
(respiratorischen) Variation des linksventrikulären Schlagvolumens
(Schlagvolumenvariation = ”stroke volume variation” (SVV)),
welche sich ebenfalls in einer respiratorischen Variation der arteriellen
Blutdruckkurve (Pulsdruck-Variation = ”pulse-pressure variation” (PPV)),
sowie in einer Variation der Zeitverzögerung zwischen linksventrikulärer
elektrischer Aktivität und linksventrikulärer
Auswurfphase (Präejektionsphasen-Variation = „preejection
phase variation” (PEPV)) zum Ausdruck kommt. Von vielen
der genannten dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern konnte
gezeigt werden, dass diese die Volumenreagibilität besser
prädizieren können als konventionelle statische
Herz-Kreislauf Messgrößen. Ein Nachteil fast aller
VR-Indizes ist jedoch, dass sie bislang meist auf der invasiven
Messung des arteriellen Blutdrucks beruhen und somit die aufwendige
Kanülierung eines arteriellen Gefäßes
erfordern.
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In
dem Artikel „Relation between respiratory variations
in pulse oximetry plethysmographic waveform amplitude and arterial
pulse pressure in ventilated patients" von Maxime Cannesson
et al. in Critical Care 2005, 9 wurde eine nichtinvasive
plethysmographische Methode beschrieben, bei der die Veränderung
des Volumenstroms am Finger aus dem pulsoximetrischen Photoplethysmogrammen abgeleitet
wurde. Das Problem bei dieser Methode ist, dass sie sich kaum kalibrieren
lässt und dass beides, die intra- und interindividuelle
Reproduzierbarkeit bisher nicht die erforderliche Genauigkeit erreicht hat.
Dazu setzt die pulsoxymetrische Methode eine gute Durchblutung an
der Messstelle voraus, was gerade bei der überwiegend üblichen Messung
am Finger bei Kreislaufschockzuständen oft nicht gegeben ist.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist daher die Erfassung der dynamischen
Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) auf nicht-invasive Weise.
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Die
Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur nicht invasiven
Bestimmung von insbesondere dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI)
bei einem Patienten umfassend die Schritte: Anlegen einer Druckmanschette
(20), Einstellen des Volumens der Druckmanschette im pulsatilen
Bereich des Patienten, Messen pulsatiler Signale über die
Zeit, Auswerten der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung
der Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI).
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Mit
diesem Verfahren können die dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern
(HLI) wie beispielsweise PPV, SVV, PEPV sowie weitere auf der Herz-Lungeninteraktion
beruhende abgeleitete Größen bestimmt werden,
ohne dass eine aufwendige Kanülierung eines arteriellen
Gefäßes erforderlich wäre. Dadurch können
diese Parameter nicht-invasiv bestimmt werden.
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Bevorzugt
wird dieses Verfahren bei einem beatmeten, insbesondere bei einem
kontrolliert beatmeten Patienten eingesetzt. Bei diesen kontrolliert beatmeten
Patienten können diese Parameter wichtige Informationen
liefern, da hier aufgrund des aufgewandten Drucks auf Lunge und
mittelbar die Gefäße sowie das Herz des Patienten
Volumenverschiebungen geschaffen werden.
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Beim
Anlegen einer Druckmanschette wird bevorzugt eine pneumatischen
oder hydraulischen Manschette verwendet, mit deren Hilfe die pulsatilen arteriellen
Blutdruckschwankungen ähnlich wie bei der bekannten oszillometrischen
Blutdruckmessung an Extremitäten des Körpers,
wie beispielsweise Arm oder Bein, erfasst werden. Eine solche Druckmanschette
kann bevorzugt mit einem Fluid gefüllt sein.
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Für
diese Druckmanschette wird dann durch Volumenänderung der
Druck dieser Manschette eingestellt. Durch das Zuführen
von Füllmaterial, wie Luft, Fluid, etc. kann das Volumen
erhöht und damit der durch die Manschette ausgeübte
Druck auf beispielsweise den Oberarm erhöht werden. Durch
Ablassen von Füllmaterial kann der ausgeübte Druck
erniedrigt werden. So ist es bevorzugt auch möglich, nicht
das Volumen, sondern den Druck in der Manschette so einzustellen,
dass durch eine Kompression des jeweiligen Körperteils
eine indirekte Ankopplung an die Volumenschwankungen der arteriellen Blutgefäße
erfolgt.
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Bevorzugt
wird das Volumen bzw. der Druck der Druckmanschette so eingestellt,
dass der ausgeübte Druck derart gewählt ist, dass
die Manschette den Druck zwischen dem systolischen und dem diastolischen
Druck im pulsatilen Bereich des Patienten ausübt. In diesem
Bereich ist die Amplitude der pulsatilen Signale am höchsten
und damit am deutlichsten zu detektieren.
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Das
Messen pulsatiler Signale findet dann über die in der Manschette
vorhandenen Druckschwankungen über die Zeit statt. Durch
die durch den Puls verursachten Druckschwankungen können diese
auf die Manschette übertragen und dort abgegriffen werden.
Diese Signale sind gegenüber den bei einer invasiven Messung
des arteriellen Blutdrucks abgegriffenen Blutdrucksignalen stark
gedämpft, da sie mittelbar über die Druckmanschette gemessen
werden. Diese Signale werden damit bevorzugt von außen
mittelbar abgegriffen. Dies geschieht bevorzugt über die
Zeit, so dass eine Reihe von Messwerten zu speziellen Zeitpunkten
vorliegen.
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In
einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird hierbei eine
Vorrichtung mit einer pneumatischen oder hydraulischen Manschette
verwendet, mit deren Hilfe die pulsatilen arteriellen Blutdruckschwankungen ähnlich
wie bei der bekannten oszillometrischen Blutdruckmessung an Extremitäten
des Körpers erfasst werden. Im Gegensatz zur oszillometrischen
Blutdruckmessung, bei der lediglich der systolische, diastolische
und der mittlere Blutdruck bestimmt wird, kann bei der erfindungsgemäßen nicht-invasiven
Messung der HLI die respiratorische Variationsbreite der genannten
Parameter bestimmt werden.
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Bevorzugt
werden aus den pulsatilen Signale Werte für die Durchführung
einer Pulskonturmethode abgeleitet. Für die Durchführung
einer Pulskonturmethode werden die absoluten Blutdruckwerte benötigt.
Hierzu ist es möglich, die Signalqualität gegenüber
den Manschetten zur oszillometrischen Blutdruckessung des Standes
der Technik noch weiter zu verbessern, so dass ebenfalls eine Art
nicht-invasive kontinuierliche Blutdruckmessung möglich
wird, inkl. aller weiteren Analysemöglichkeiten wie z.
B. Pulskonturverfahren.
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Hierzu
kann dann bei einer entsprechenden Auswertung der pulsatilen Signale
davon ausgegangen werden, dass die so genau gemessenen pulsatilen
Signale direkt dem arteriellen Druck entsprechen.
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Es
ist bevorzugt auch möglich, die pulsatilen Signale mit
einem Faktor zu multiplizieren bzw. eine Korrekturfunktion zu verwenden,
um dadurch die auftretende Dämpfung der arteriellen Drucksignale
zu kompensieren. Dieser Faktor kann entweder empirisch durch statistische
Erhebung an einem größeren Patientenkollektiv
ermittelt werden. Alternativ kann aus einer direkten invasiven und
simultanen nicht-invasiven Messung der pulsatilen Signale und der
Auswertung dieser Signale kann dann der Faktor der Dämpfung
zurückgerechnet werden. Dieser Faktor kann dann bei den
folgenden Messungen nicht-invasiven Messungen herangezogen werden,
um die gemessenen pulsatilen Signale in die tatsächlichen
aktuellen arteriellen Werte umzurechnen.
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Die
Dämpfung, die zwischen arteriellen „wahren Drucksignal” und
dem Drucksignal in der Manschette auftritt, ist im wesentlichen
eine Funktion der Kompressibilität des Gewebes. Diese Übertragungsfunktion
kann sehr vereinfacht durch einen Faktor kompensiert werden. Grundsätzlich
handelt es sich um eine Übertragungsfunktion die z. B.
durch ein Ersatzschaltbild von Reihen und Parallelschaltungen von
Widerständen und Kapazitäten dargestellt werden
kann, im einfachsten Fall der Parallelschaltung eines Widerstandes
und eines Kondensators. Die numerische Kompensation dieser Übertragungsfunktion
ist eine Dekonvolution. Bei Kenntnis der grundsätzlichen
Charakteristik der arteriellen Druckkurve (z. B. auf der Basis einer
idealisierte Modellkurve) und Kenntnis der grundsätzlichen
Charakteristik der Übertragungsfunktion (z. B. Widerstand
und Kapazität in Parallelschaltung) lassen sich die Parameter
für Übertragungsfunktion zur exakten Korrektur und
Rückrechnung auf das „wahre intravasale Drucksignal” bevorzugt
folgendermaßen ermitteln: In einem ersten Schritt wird
mittels konventioneller oszillometrischer Druckmessung der systolische
und der diastolische bzw. mittlere arterielle Druck ermittelt. In einem
zweiten Schritt wird der mittlere Druck in der Manschette bei demjenigen
Druck „geclampt”, bei dem die maximale pulsatile
Signalqualität zu verzeichnen ist (in der Regel beim mittleren
arteriellen Druck). So dann werden durch iterative Anpassung gemäß der
Methode der kleinsten quadratischen Abweichungen die Parameter der Übertragungsfunktion ermittelt,
die zu dem ”best fit” mit der arteriellen Modellkurve
führen, wobei der systolische Druckwert und der diastolische
Druckwert durch die zuvor erhobenen Messwerte vorgegeben sind. Bei
ausreichender Signalqualität kann auch auf vorausgehende
Bestimmung dieser Druckwerte verzichtet werden, und diese als freie
Parameter im Iterationsprozess mitbestimmt werden.
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Auf
diese Weise ist es möglich, die gemessenen pulsatilen Signale
zu verwenden, um hiermit Pulskontorverfahren zur Abschätzung
des Herzzeitvolumens (HZV) oder Pulskonturschlagvolumens durchzuführen.
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Bevorzugt
wird hierbei mehr Signalenergie vom Arm bzw. der Extremität
auf die Messeinheit übertragen. Damit wird das Signalrauschverhältnis verbessert.
Je größer also die Kontaktfläche mit
dem Arm (der Extremität), umso größer
die Übertragungsfläche und damit auch umso größer
die Signalenergie, die zur Verfügung steht.
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Bei
der Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale werden bevorzugt
die einzelnen Messwerte in Messwerte zusammengefasst, die einem Herzschlag
zuzuordnen sind. Darüber hinaus kann auch eine Zuordnung
zu einem respiratorischen Zyklus erfolgen. So können dann
beispielsweise nach Ausschuss von Artefakten Minimum und Maximum der
einzelnen Blutdruckschwankungen pro Herzschlag ermittelt werden
und die Schwankungen innerhalb eines Atemzyklus ermittelt werden.
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Auf
diese Weise ist es möglich, die gewünschten Herz-Lungen
Interaktionsparametern (HLI) zu bestimmen.
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Die
oszillometrische Blutdruckmessung des Standes der Technik beruht
grundsätzlich darauf, dass bei einer von außen
anliegenden Druckmanschette die arteriellen Blutgefäße
Kaliberschwankungen aufweisen, solange der Manschettendruck geringer
als der systolische und größer als der diastolisch Blutdruck
ist. Diese Kaliberschwankungen der arteriellen Blutgefäße
führen wiederum zu pulsatilen Druckschwankungen in der
Blutdruckmanschette. Bei einem Manschettendruck, der größer
als der systolische Blutdruck ist, werden die arteriellen Blutgefäße
während des gesamten Herzzyklus vollständig komprimiert
und es treten somit keine Kaliberschwankungen der Gefäße
und keine pulsatilen Druckschwankungen in der Manschette auf. Unterschreitet
der Manschettendruck den diastolischen Blutdruck, so sind die arteriellen
Blutgefäße während des gesamten Herzzyklus
vollständig geöffnet und es treten ebenfalls keine
pulsatilen Schwankungen auf. Das eigentliche Messprinzip der oszillometrischen Blutdruckmessung
ist nunmehr, dass der Druck in der Manschette solange erhöht
wird, bis keine pulsatilen Druckschwankungen mehr auftreten. Sodann
wird der Druck meist kontinuierlich reduziert und es werden hierbei
die Druckwerte in der Manschette identifiziert, bei denen die Pulsatilität
beginnt, maximal ist, bzw. verschwindet. Aus diesen Kennwerten werden der
systolische, diastolische und der mittlere arterielle Blutdruck
bestimmt.
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Bei
der nicht-invasiven Messung der HLI ist es gemäß der
vorliegenden Erfindung bevorzugt vorgesehen, dass die systolischen
und diastolischen Blutdruckwerte als Randwerte vorab bestimmt werden
und darüber hinaus die Variation dieser Werte, die auf
der respiratorischen HLI beruhen.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem die Herz-Lungen
Interaktionsparameter (HLI) die Schlagvolumen-Variation (SVV), die
Pulsdruck-Variation (PPV) und/oder die Präejektionsphasen-Variation
(PEPV) umfassen. Als HLI können auch weitere auf der Herz-Lungeninteraktion
beruhende abgeleitete Größen sein. Hier kommen
auch die respiratorische Schwankungen der Pulslaufwellengeschwindigkeit
oder die respiratorische Variationsbreite der Druckanstiegsgeschwindigkeit.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem das Messen der pulsatilen
Signale über mindestens einen Atemzyklus des Patienten
erfolgt, bevorzugt über mindestens drei Atemzyklen des
Patienten erfolgt. Hierbei wird der Atemzyklus bevorzugt aus dem
zeitlichen Verlauf der pulsatilen Schwankungen bestimmt. Hilfsweise,
kann die Identifikation eines Atemzyklus aber auch über
andere Messmethoden, zum Beispiel aus dem thorakalen elektrischen
Impedanzsignal, das über die EKG-Elektroden erfasst werden
kann, vorgenommen werden. Bevorzugte weitere Verfahren zur Bestimmung
des Atemzyklus sind beispielsweise die in der
EP 1 813 187 EP beschriebenen. Hier
werden auch weitere vorteilhafte Auswertungsmöglichkeiten
für die erfindungsgemäß gewonnenen Blutdruckdaten angegeben,
auf die hiermit Bezug genommen wird. Beispielsweise kann man bevorzugt
dann eine Anzeige der Parameter wie PPV unterdrücken, wenn zum
Beispiel eine Arrhythmie order eine irreguläre Atmung (eben
keine kontrollierte Beatmung) vorliegt.
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Der
Messzeitraum umfasst dabei bevorzugt mindestens einen respiratorischen
Zyklus bzw. Atemzyklus, vorzugsweise mehrere, besonders bevorzugt
drei oder mehr respiratorische Zyklen. Dies kann beispielsweise
dadurch realisiert werden, dass der Druck in der Manschette über
einen längeren Zeitraum innerhalb des pulsatilen Bereichs
gehalten oder stark verlangsamt abgelassen wird. Bevorzugt wird
hierzu eine entsprechende Steuerung des Volumens in der Manschette – und
damit mittelbar des anliegenden Drucks – vorgesehen. Im
Gegensatz zur oszillometrischen Blutdruckmessung, bei der im Wesentlichen
der mittlere Druck in der Manschette zum Zeitpunkt des Beginns der
Pulsatilität, zum Zeitpunkt der maximalen Schwankungen
bzw. zum Zeitpunkt des Verschwindens der Pulsatilität maßgeblich
ist, werden bei dem HLI-Verfahren gemäß der vorliegenden
Erfindung bevorzugt die Pulsationen selbst ausgewertet.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem die respiratorische
Variationsbreite der Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) ermittelt
wird.
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In
einer bevorzugten Ausprägung werden die Maxima und die
nachfolgenden Minima bestimmt (Amplitude) – alternativ
die Minima und die nachfolgenden Maxima, d. h. die Blutdruckamplitude
wird aus dem systolischen und dem vorangehenden diastolischen Druck
ermittelt – sowie dann die Amplitude-Variation über
den respiratorischen Zyklus als Maß für die Pulsdruckvariation
ermittelt. Grundsätzlich sind die pulsatilen Druckschwankungen
in der Manschette, die durch die pulsatilen Kaliberschwankungen
der Blutgefäße hervorgerufen werden, erheblich
kleiner als die pulsatilen Druckschwankungen im arteriellen Blutgefäß.
HLI-Indizes wie das PPV und das SVV sind jedoch Relativmaße
(in der Regel werden sie in % angegeben) und die relative prozentuale
Variation des in die Manschette fortgeleiteten Signals steht in
engem Zusammenhang mit der respiratorischen Variation der HLI-Indizes
im arteriellen Blutgefäß. Gleiches gilt für
die PEPV, bei der es sich jedoch um die Variationsbreite einer zeitlichen Dimension
handelt. Bei dieser Ausprägung des HLI-Messverfahrens kann
für die Erfassung der Verzögerungszeit zwischen
elektrischer Aktivität und mechanischer Auswurfphase des
Herzens zusätzlich beispielsweise ein Elektrokardiogramm
für die zeitliche Erfassung des Beginns der elektrischen
Herzaktivität verwendet werden. Die PEPV als HLI-Index kann
alternativ auch aus der Zeitdifferenz zwischen einem elektrokardiographischen
und einem photoplethysmographischen Signal erfasst werden.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem das im pulsatilen
Bereich des Patienten eingestellte Volumen der Druckmanschette (20) über
die Messung der pulsatilen Signale im Wesentlichen konstant gehalten
wird.
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Das
Volumen der Druckmanschette ist erfindungsgemäß im
wesentlichen konstant, wenn das Volumen über einen respiratorischen
Zyklus nicht mehr als 10%, bevorzugt nicht mehr als 5%, besonders
bevorzugt nicht mehr als 2% zu- oder abnimmt.
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Das
Volumen kann auch über diese Zeit der Messung mit einer
Funktion bezüglich einer zu wählenden Volumenänderung
beaufschlagt werden – diese kann dann bei der Auswertung
wieder herausgerechnet werden. So ist es beispielsweise möglich, das
Volumen über die Messung konstant zu reduzieren und die
so eingeführten Änderungen in die gemessene Amplitude
wieder herauszurechnen. Wenn die Änderungen in gewissen
Toleranzen bleiben und die so eingeführten Fehler genügend klein
sind, so können diese bei der Auswertung auch unberücksichtigt
bleiben.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem das Volumen der
Druckmanschette (20) im pulsatilen Bereich des Patienten
so eingestellt wird, dass das angelegte Volumen zwischen dem Volumen
zur Ermittlung des systolischen Blutdrucks des Patienten und dem
Volumen zur Ermittlung des diastolischen Blutdrucks des Patienten gewählt
wird, bevorzugt der Mittelwert dieser beiden Werte ist.
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Bevorzugt
kann hierzu der anfangs genügend geleerten Druckmanschette
ein Volumen zugeführt werden, bis die ersten pulsatilen
Signale wahrgenommen werden können – dieses dann
herrschende Volumen entspricht grob dem diastolischen Druck. Wenn
nun weiter Volumen zugeführt wird, dann gibt es einen zweiten
Zeitpunkt, zu dem keine pulsatile Signale mehr gemessen werden können – dies
entspricht dem systolischen Druck. Diese Werte können auch
in der anderen Richtung ermittelt werden, d. h. von einem überhöhten
Druck kommend kann festgestellt werden, wann ein erstes pulsatiles
Signal empfangen wird (systolischer Druck) und ab wann bei weiterer
Volumenreduktion kein Signal mehr empfangen wird (diastolischer
Druck). Wenn nun ein Wert zwischen diesen beiden zu diesen Zeitpunkten
applizierten Volumina verwendet wird, so befindet man sich im pulsatilen
Bereich. Die Amplituden sind um so größer, um
so mehr man in der Mitte dieses Bereichs misst, bevorzugt also im
Mittelwert zwischen den beiden Volumina. In diesem Bereich kann
die maximale Amplitude der pulsatilen Signale erwartet werden und
damit die am besten auszuwertenden Signale.
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Idealerweise
wird für die vorbeschriebene „dynamische” Messung
während Inflation und Deflation eine nicht-störende
Druckquelle vermieden, d. h. die Manschette wird nicht direkt durch
eine Pumpe mit Fluid oder Gas gefüllt, sondern die Versorgung der
Manschette erfolgt entweder aus einer externen Druckquelle oder
einem im Steuergerät befindlichen Drucktank ausreichender
Kapazität, der in Phasen der Nicht-Messung wieder mit Druck
entweder von extern oder durch eine interne Pumpe beaufschlagt wird.
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Während
einer Messung kann bevorzugt durch Nachregulierung dieser Mittelwert
beibehalten werden, besonders bevorzugt auch dadurch, dass die Zufuhrleitungen
für das Fluid bzw. die Luft zur Druckmanschette geschlossen
werden, damit während der Messung ein konstantes Volumen
in der Manschette appliziert wird, das sich während der Messung
im wesentlichen nicht ändert.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung wird auch gelöst durch
eine Vorrichtung zur nicht invasiven Bestimmung von insbesondere
dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) bei einem (beatmeten)
Patienten, umfassend eine Druckmanschette (20) eingerichtet
zur Messung des Manschettendrucks im pulsatilen Bereich über
mindestens einen Atemzyklus des Patienten und eine Steuereinrichtung
(10) zur Erfassung der Messwerte der Druckmanschette (20)
und zur Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung
der Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI).
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Die
bevorzugt pneumatisch oder hydraulisch betriebene Druckmanschette
wird wie oben beschrieben eingesetzt. Die Messung des Manschettendrucks
erfolgt bevorzugt im pulsatilen Bereich und liefert über
einen Drucksensor im Fluid zw. In der Luft der Manschette die entsprechenden
Druckmesswerte.
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Eine
Steuereinrichtung übernimmt die Speicherung und Auswertung
der ermittelten Druckmesswerte über die Zeit. Bevorzugt
wird hierfür eine Recheneinheit wie ein Mikroprozessor
bzw. ein Computer eingesetzt. Bevorzugt ist auch ein Speicher, mindestens
ein flüchtiger Speicher vorgesehen.
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Die
Erfassung der Messwerte der Druckmanschette erfolgt über
einen Drucksensor im Füllmedium der Manschette. Diese werden über
die Zeit ermittelt.
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Die
Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale umfasst bevorzugt die
Zuordnung der Signale über die Zeit zu einem Herzschlagzyklus
sowie zu einem Atemzyklus.
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Innerhalb
eines Atemzyklus können dann durch Vergleich der absoluten
und relativen Schwankung die Ermittlung der Herz-Lungen Interaktionsparameter
(HLI) erfolgen.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist eine Vorrichtung vorgesehen, bei der eine Ausgabeeinrichtung (15)
zur Ausgabe des ermittelten Herz-Lungen Interaktionsparameters (HLI)
vorgesehen ist.
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Die
Ausgabeeinrichtung kann eine Anzeige oder eine Übergabeeinrichtung
der Messwerte bzw. der Auswertung des ermittelten Herz-Lungen Interaktionsparameters
an eine andere Einheit umfassen. So ist es möglich, den
Wert auf einem Monitor anzuzeigen und/oder über eine Schnittstelle
an ein anderes Gerät weiterzugeben.
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In
einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung ist eine Vorrichtung vorgesehen, bei der eine Volumenregelungseinrichtung
(25) zur Regelung des Volumens in der Druckmanschette (20)
vorgesehen ist.
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Die
Volumenregelungseinrichtung ist eine Einrichtung, über
die der Druckmanschette Füllmedium zugeführt bzw.
entzogen werden kann.
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Auf
diese Weise kann eine Regelung des Volumens in der Druckmanschette
erfolgen, d. h. Volumen kann zur Messung der Randwerte zugeführt bzw.
abgelassen werden bzw. der mittlere Druck kann zur optimalen Messung
eingestellt werden.
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Es
können bevorzugt Maßnahmen zur Verbesserung der
Signal-Rauschqualität ergriffen werden:
Es kann eine
Mittelung über mehrere respiratorische Zyklen erfolgen.
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Grundsätzlich
ist die Messzeitdauer, über die eine Druckmanschette an
einer Extremität unter Druck gesetzt werden kann aufgrund
der Beeinträchtigung der Durchblutung begrenzt. Es sind
jedoch ohne Schäden befürchten zu müssen
Messzeiträume über mehrere Minuten möglich.
Bei längeren Messzeiträume ist zu beachten, dass
durch Auspressen von interstitieller Flüssigkeit ein gewisser
Druckverlust in der Manschette zu verzeichnen ist, der bevorzugt
entweder durch eine korrespondierende Regelung oder auch durch entsprechende
numerische Verfahren kompensiert wird.
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Es
können bevorzugt auch Maßnahmen zur Verbesserung
der Druckmessqualität ergriffen werden:
Bei der konventionellen
oszillometrischen Blutdruckmessung sind die Anforderungen an die
zeitliche Auflösung und Korrektheit der Messung vergleichsweise gering.
Es werden daher üblicherweise pneumatische Systeme mit
manschettenfernen im Gerät liegenden Druckmesssensoren
verwendet. Eine Verbesserung der Qualität des Messsignals
ist beispielsweise durch Verwendung eines hydraulischen Mediums
zu erzielen. Bevorzugt werden auch Drucksensoren verwendet, die
in die Manschette integriert sind.
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Ebenso
bevorzugt ist die Verwendung eines möglichst wenig dehnbaren
Materials für die Druckmanschette und das anhängende
Schlauchsystems, da hierdurch eine Dämpfung der pulsatilen
Amplituden im System selbst vermieden wird.
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Weiterhin
wird die äußerste Umhüllung der Manschette
bevorzugt rigide ausgestaltet. Damit werden die Kaliberschwankungen
der arteriellen Gefäße noch umfassender in Druckschwankungen
der Manschette übertragen. Besonders bevorzugt ist die äußere
Umhüllung starr und das Füllungsmedium der Manschette
inkompressibel. Dies führt dann zu einer kompletten Ankopplung
der arteriellen Gefäße via der in Relation zu
den erforderlichen Messzeiten nahezu inkompressiblen Körpergewebe
(das sind diese, sofern die venösen Gefäße
leer sind und sich keine Luft zwischen den Arterien und der Manschette befindet;
dies ist beides der Fall). Der Druck kann noch nach lateral in das
Gewebe ausweichen. Bevorzugt wird eine breitere Manschette gewählt,
insbesondere eine Manschette mit einer Breite des halben umspannten
Umfangs der Manschette, bevorzugt des ganzen umspannten Umfangs
der Manschette, besonders bevorzugt von mehr als dem umspannten Umfangs
der Manschette, insbesondere dem 1,3 bis 1,5-fachen umspannten Umfangs
der Manschette. Der Druck kann damit umso weniger nach lateral ausweichen,
je breiter die Manschette ist.
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Besonders
bevorzugt weist die äußere Umhüllung
eine komplette Starre auf und nicht nur eine nicht dehnbare äußere
Membran. Hiermit können Druckänderungen nicht
auch nur teilweise in Änderungen der äußeren
Form umgesetzt werden. Eine komplette äußere Starre
könnte mit dem gleichen Prinzip erreicht werden, wie bei
der Versteifung von Vakuummatratzen, also mit einer äußeren
Kammer, die mit z. B. Mikrostyroporkugeln gefüllt ist,
und die nach Anlegen evakuiert wird. Denkbar sind aber auch andere
Möglichkeiten, eine schnelle äußere Starre zu
bewirken, wie beispielsweise die Verwendung von ultraschnellen 2-Komponenten
Systemen für die äußere Schicht der Manschette,
die nach Aktivierung eine Starre bewirken können.
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Bei
einer ”langärmligen” mehrkammerigen Manschette
kann bevorzugt auch die Pulswellenausbreitungsgeschwindigkeit gemessen
werden. Außerdem ist zu erwarten, dass bei Unterschreiten
des systolischen Drucks in den (mehrkammerigen) Manschetten die
Pulsation vornehmlich in den proximalen Manschetten beginnt, da
die arteriellen Gefäße bei knapper Unterschreitung
des Drucks nicht auf ganzer Länge geöffnet werden.
Dies kann zur Identifikation des systolischen Blutdruckwertes herangezogen werden.
Bei einer mehrkammerigen langärmligen Manschette können
die mittig gelegene Teile wie eine konventionelle oszillometrische
Manschette angesteuert werden, um zur Kalibration den systolischen und
den diastolischen (mittleren) Blutdruck zu identifizieren, um sodann
das auf ganzer Länge gemessene Signal damit zu kalibrieren.
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Die
beschriebenen Ausführungsformen der Manschette können
sowohl in einer wiederverwendbaren, aber auch in einer bei nur einem
Patienten einsetzbaren „Einmalblutdruckmanschette” realisiert werden.
Eine hohe Genauigkeit des Messverfahrens mit der „Einmalblutdruckmanschette” kann
dadurch erreicht werden, dass ein elektronischer Druckaufnehmer
direkt in die Manschette an dem Ort integriert wird, wo mit den
größten Druckschwankungen zu rechnen ist. Dies
kann auch durch einen zweikammerige Einmalmanschette erreicht werden,
wo in der äußeren Kammer das Gasvolumen entsprechend
variiert wird, wogegen in der inneren fluid-gefüllten Kammer
mit niedrigerer Compliance, die direkt an das zu komprimierende
Gewebe koppelt, die Druckmessung direkt mit dem integrierten vorzugsweise
elektronischen Druckaufnehmer erfolgt.
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Bevorzugt
wird als Druckmanschette ein konventionelles NIBP-Gerät
(NIBP = non-invasive blond pressure) verwendet (wie es in den meisten Patientenmonitoren
vorhanden ist) und die Modifikation der Geschwindigkeit des Ablassens
des Druckes aus der Manschette wird bevorzugt durch ein Zusatzgerät
umfassend eine Zusatzventil realisiert. Beispielsweise ist es möglich,
das Zusatzventil fernzusteuern und die ansonsten zu schnelle Ablassgeschwindigkeit
des konventionellen NIBP-Gerätes nur solange zu reduzieren,
bis ein PPV-Wert erhalten wird.
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Dadurch
kann man im Zusammenspiel mit einem konventionellen NIBP-Gerät,
nachdem die Manschette aufgeblasen wurde, durch ein spezielles gesteuertes
Ventil den Druckabfall in der Manschette verhindern. Bevorzugt kann
in dem Zusatzventil auch ein Drucksensor für die erfindungsgemäße
Messung integriert sein.
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Bevorzugt
sind auch Maßnahmen bei der Auswertung der pulsatilen Oszillationen.
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Bevorzugt
werden nach Artefakterkennung die Minima und die Maxima ermittelt.
Es können auch die Flächen unter den oszillatorischen
Schwankungen ausgewertet werden und hier wiederum deren respiratorische
Variationsbreite.
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In
einer weiteren Ausprägung können die gemessenen
Signal an Modellkurven angepasst werden, z. B. mit linearen oder
nicht-linearen Fitting-Verfahren. Die gesuchten Größen
lassen sich sodann aus den Parametern der Modellkurven ableiten.
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Weiterhin
kann die Standardabweichung der oszillatorischen Schwankungen während
eines Herzschlags oder während mehreren Herzschlägen
oder in einem gleitenden Zeitfenster (z. B. zwei Sekunden) ausgewertet
werden. Dadurch werden Fehler sowohl durch den langsamen Druckabfall
als auch durch kurzfristige Störungen weitgehend unterdrückt.
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Es
ist besonders bevorzugt vorgesehen, eine Kombination der zuvor genannten
Verfahren einzusetzen.
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Beispiel:
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Die
Erfindung soll in einer Ausführungsform anhand des folgenden
Beispiels beschrieben werden.
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Die
Manschette mit Drucksensor wird am Oberarm des Patienten angelegt.
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Die
Manschette wird mittels einer Pumpe soweit gefüllt, bis
die Druckschwankungen maximal sind.
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Der
Druck in der Manschette wird während eines Messintervalls
von 30 Sekunden alle 10 ms aufgezeichnet. Insgesamt also 3000 Druckwerte.
Alternativ kann auch ein längeres Messintervall von z. B.
90 Sekunden gewählt werden, wenn aufgrund des eingeschränkten
Signal/Rausch-Verhältnisses bei niedrigen respiratorischen
Tidalvolumina ein besseres Signal gewünscht wird. Es sind
damit auch längere Mittlungszeiträume realisierbar,
beispielsweise 1–2 Minuten
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Es
wird die Standardabweichung über ein gleitendes 2 Sekunden
Fenster gebildet. Bei 10 ms Abtastintervall sind das 200 Druckwerte. S(t) = Standardabweichung (P[t,t + 2 s]).
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Dies
wird für jeden Abtastwert t von Null bis (30 – 2)
Sekunden wiederholt. Daraus resultiert eine Liste mit 2800 Standardabweichungen.
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Im
der Liste S(t) wird der maximale Wert Smax und der minimale Wert
Smin gesucht.
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Die
Pulse Pressure Variation PPV wird berechnet mit PPV
= 200%·(Smax – Smin)/(Smax + Smin)
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Die
Erfindung soll nun anhand von Zeichnungen weiter veranschaulicht
werden. Hierbei zeigen:
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1 Eine
Kurve des zeitlichen Verlaufs der Befüllung einer Druckmanschette
gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung;
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2 eine
Kurve der pulsatilen Messwerte über mindestens einen Atemzyklus
und
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3 eine
schematische Ansicht einer Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung
von Herz-Lungen Interaktionsparametern gemäß einem Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung.
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1 zeigt
eine Kurve des zeitlichen Verlaufs der Befüllung einer
Druckmanschette gemäß einem Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung. In diesem Schaubild sind der Druck P
gegen die Zeit t abgetragen. Mit zwei gestrichelten Linien sind
das diastolische Druckniveau PD und das systolische Druckniveau
PS eingezeichnet. Mit einer durchgängigen Linie sind der
in der Druckmanschette gemessene Druckverlauf über die
Messung dargestellt – zur leichteren Orientierung sind
hierbei Punkte A bis G eingezeichnet.
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Die
entleerte Druckmanschette wird am Oberarm eines Patienten angelegt
und mit Fluid gefüllt. Dadurch wird der in der Druckmanschette
gemessene Druck erhöht. Am Punkt A erreicht der Druck das
Niveau des auf den Oberarm ausgeübten diastolischen Druck
PD und es sind nun pulsatile Signale über den Drucksensor
in der Druckmanschette zu verzeichnen. Das Volumen in der Druckmanschette
wird weiter erhöht und die pulsatilen Signale werden zuerst
stärker und dann wieder schwächer. Am Punkt B
erreicht der Druck das Niveau des auf den Oberarm ausgeübten
systolischen Druck PS und es sind nun keine pulsatile Signale über
den Drucksensor in der Druckmanschette zu verzeichnen. Um sicher
zu gehen, dass der systolische Druck PS erreicht war, wird das Volumen
in der Druckmanschette noch ein wenig bis zu Punkt C erhöht
und dann das Volumen in der Manschette abgelassen. Am Punkt D werden
wieder erstmals pulsatile Signale verzeichnet und damit das Niveau
des systolischen Drucks bestätigt. Damit sind das systolische
und das diastolische Niveau ermittelt. Falls nun noch Zweifel am
diastolischen Niveau bestehen sollten, ist es möglich,
das Volumen in der Manschette weiter abzulassen, bis die pulsatilen
Signale nicht mehr verzeichnet werden können – dann
wäre das diastolische Niveau endgültig bestätigt.
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Ausgehend
vom Punkt D wird nun das Volumen in der Manschette weiter bis auf
ein Niveau zwischen dem systolischen und diastolischen Niveau abgelassen – dies
ist bei Punkt E erreicht. In diesem Bereich ist die Amplitude der
pulsatilen Signale am höchsten und damit die zu messenden
pulsatilen Signale am besten abzugreifen. Am Punkt E wird nun die
Zufuhr von Fluid in die Manschette gestoppt bzw. die Zugänge
abgesperrt, so dass das Volumen in der Druckmanschette im Wesentlichen
konstant bleibt. Nun findet die Messung der pulsatilen Signale über mindestens
einen, bevorzugt mindestens drei Atemzyklen bis zum Punkt F statt.
Falls es während dieser Messung aufgrund der Verdrängung
von Körperflüssigkeit aus dem unter der Druckmanschette
befindlichen Gewebe am Oberarm des Patienten zu einer Reduktion
des Druckes kommt, wird bevorzugt das Volumen in der Manschette
in dem Umfang nachgefüllt, dass wieder das Niveau zwischen
den Punkten E und F erreicht wird. Die so ermittelten Werte werden
nach Artefakteausschluss pro Herzschlag und pro Atemzyklus ausgewertet
und die gewünschten dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparameter, insbesondere
die Pulsdruck-Variation PPV, ermittelt. Das Volumen in der Manschette
wird nun weiter abgelassen und dabei der Punkt G passiert, der das
Erreichen des diastolischen Niveaus PD kennzeichnet. Die Druckmanschette übt
nun keinen nennenswerten Druck mehr auf den Oberarm aus und die
durch die Messung verdrängten Körperflüssigkeiten
können wieder in das Gewebe reponiert werden. Wenn es gewünscht
wird, kann nun eine zweite Messung nach demselben Schema durchgeführt
werden. In einer Variante ist es bei der Messung zwischen den Punkten
E und F auch möglich, das Fluid aus der Manschette gezielt
abzulassen, um dem Gewebe zu erlauben, sich wieder zu regenerieren
und dann das Volumen des Fluids wieder auf das Niveau E–F
anzuheben, um mit der Messung über einen weiteren Atmzyklus
fortzufahren. Auf diese Weise können die Oszillationen
verbessert werden und damit die Messungen zuverlässiger
durchgeführt werden, falls die Signale durch den ausgeübten
Druck auf den Oberarm während eines Messzyklus zu schwach
würden.
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2 zeigt
eine Kurve der pulsatilen Messwerte über mindestens einen
Atemzyklus. Schematisch ist der gemessene pulsatile Druckverlauf
zusammen mit einer Hüllkurve dargestellt. An den mit MI
bezeichneten Punkten ist eine minimale Amplitude innerhalb eines
Atemzyklus bezeichnet und mit MA sind die maximalen Werte für
die Amplitude innerhalb des Atemzyklus bezeichnet. Mit AZ ist ein
Intervall eines Atemzyklus veranschaulicht. Die Messung ist bei
konstantem Volumen in der Druckmanschette vorgenommen und zeigt
die respiratorische Schwankung der pulsatilen Signale innerhalb
des Atemzyklus. In einem ersten Atemzyklus ist das Minimum mit MI1
und das Maximum mit MA1 bezeichnet, in einem zweiten Atemzyklus
mit MI2 und MA2, etc. Innerhalb des so erkannten Atemzyklus kann
diese respiratorische Schwankung nun ausgewertet werden und die
gewünschten dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparameter,
insbesondere die Pulsdruck-Variation PPV, ermittelt werden.
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3 zeigt
eine schematische Ansicht einer Vorrichtung zur nicht-invasiven
Bestimmung von Herz-Lungen Interaktionsparametern gemäß einem Ausführungsbeispiel
der vorliegenden Erfindung. Eine Druckmanschette 20 ist
mit einer Volumenregelungseinrichtung 25 ausgestattet.
Die Druckmanschette 20 weist bevorzugt eine äußere
Fläche mit geringer Elastizität auf, um die Compliance
während der Messung gering zu halten. Dies kann beispielsweise über
ein nicht-elastisches Band im Außenbereich der Druckmanschette 20 realisiert
werden. Über diese Volumenregelungseinrichtung 25 kann der
Druckmanschette 20 ein Fluid zugeführt bzw. abgezogen
werden. Die Druckmanschette 20 weist einen Drucksensor 21 auf,
der den in der Druckmanschette herrschenden Druck erfassen kann.
Die Druckmanschette 20 bzw. der Drucksensor 21 innerhalb
der Druckmanschette 20 ist über eine elektrische
Leitung mit einer Steuereinrichtung 10 verbunden. Auf diese
Weise können die von dem Drucksensor 21 ermittelten
Signale an die Steuereinrichtung 10 übermittelt
werden. An der Steuereinrichtung 10 ist eine Ausgabeeinrichtung 15 angeschlossen.
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Wenn
dem Verlauf nach 1 folgend nun eine Messung durchgeführt
werden soll, wird die Druckmanschette 20 über
die Volumenregelungseinrichtung 25 mit Fluid gefüllt.
Nach passieren des Punktes A aus 1 werden über
den Drucksensor 21 pulsatile Signale erfasst, die an die
Steuereinrichtung 10 übertragen werden. Auf diese
Weise wird durch die Steuereinrichtung festgestellt, dass das diastolische
Niveau erreicht wurde. Das Volumen wird weiter erhöht und
die gemessenen pulsatilen Signale nehmen an Intensität
zu, bevor sie wieder abnehmen und dann bei Erreichen des systolischen
Niveaus ganz verschwinden. Die Volumenregelungseinrichtung 25 reduziert
nun den Zufluss des Fluids und lässt in der Folge das Volumen
des Fluids in der Manschette 20 auf den Mittelwert zwischen
den Volumina ab, die beim diastolischen und systolischen Niveau verzeichnet
worden waren. Nun ist der Punkt E in 1 erreicht.
Das Volumen wird nun von der Volumenregelungseinrichtung 25 konstant
gehalten, d. h. die Zufuhr von Fluid in die Manschette 20 wird
abgesperrt. Auf diesem Volumenniveau wird nun die Messung über
mehrere Atemzyklen fortgeführt. Jede Sekunde werden 50
bis 200 Messwerte, bevorzugt 100 Messwerte des Drucksensors 21 aufgezeichnet
und an die Steuereinrichtung 10 übermittelt. Dort
werden die Messwerte auf Herzschlag und Atemzyklus hin ausgewertet
und die Minima und Maxima der Amplituden innerhalb eines Atemzyklus
bestimmt. Hieraus wird die respiratorische Variation der gewünschten dynamischen
Herz-Lungen Interaktionsparameter, insbesondere die Pulsdruck-Variation
PPV, ermittelt. Der so ermittelte Wert wird dann auf der Ausgabeeinrichtung 15 angezeigt,
im vorliegenden Fall ein PPV von 9%.
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- 10
- Steuereinrichtung
- 15
- Ausgabeeinrichtung
- 20
- Druckmanschette
- 21
- Drucksensor
- 25
- Volumenregelungseinrichtung
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- - „Relation
between respiratory variations in pulse oximetry plethysmographic
waveform amplitude and arterial pulse pressure in ventilated patients” von
Maxime Cannesson et al. in Critical Care 2005, 9 [0005]