EP1824381A1 - Verfahren und vorrichtung zur nicht-invasiven detektion des blutflusses und davon abhängiger parameter in arterien, insbesondere der arteriellen wellenform und des blutdruckes - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur nicht-invasiven detektion des blutflusses und davon abhängiger parameter in arterien, insbesondere der arteriellen wellenform und des blutdruckes

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Publication number
EP1824381A1
EP1824381A1 EP05823027A EP05823027A EP1824381A1 EP 1824381 A1 EP1824381 A1 EP 1824381A1 EP 05823027 A EP05823027 A EP 05823027A EP 05823027 A EP05823027 A EP 05823027A EP 1824381 A1 EP1824381 A1 EP 1824381A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
force
contact point
sensor
pressure
blood flow
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP05823027A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Dirk Freund
Martin Giersiepen
Brigitte Harttmann
Ulrich Heck
Stefan Hollinger
Frank Kressmann
Gerrit Rönneberg
Fred Schnak
Dieter Wunder
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
KAZ Europe SA
Original Assignee
Braun GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by Braun GmbH filed Critical Braun GmbH
Publication of EP1824381A1 publication Critical patent/EP1824381A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels

Definitions

  • the invention relates to a method for the non-invasive detection of the blood flow and dependent parameters in arteries, in particular the arterial waveform and the blood pressure.
  • the sensor is placed with at least one moldable contact point on a tissue surface substantially above an artery and the at least one contact point with a temporally variable and defined external force F (t) acted upon.
  • the invention relates to a device for non-invasive detection of blood flow and dependent parameters in arteries, in particular the arterial waveform and the blood pressure.
  • the detection is carried out with a sensor having at least one deformable contact point, which is acted upon by a time-variable and defined external force F (t).
  • the measurement of the blood pressure in the commonly used oscillometric measuring instruments is carried out by evaluating the amplitudes of the pressure oscillation in an air bubble.
  • a cuff is fixed with the bubble around the measuring point and increases the pressure on the artery.
  • the artery now pulsates against the pressure of the cuff.
  • the pulsations can be detected in the air bubble in the form of oscillations of the internal pressure.
  • From the characteristic envelope (pressure oscillation height as a function of cuff pressure), the mean arterial pressure (MAP), the systolic pressure (maximum vein pressure) and the diastolic pressure (minimum vein pressure) can be determined.
  • MAP mean arterial pressure
  • systolic pressure maximum vein pressure
  • minimum vein pressure minimum vein pressure
  • the pulse wave in the artery contains essential information about the circulatory system and the heart. These waveforms are predominantly clinically determined by inserting a catheter into the appropriate arteries. From the waveforms thus determined, the cardiologist derives physiological parameters of the cardiovascular system.
  • DE 69720274 T2 discloses a method and a device for measuring blood pressure on the basis of an evaluation of pulse wave information. So it is not applied here the oscillometric blood pressure measurement. In a disadvantageous way, however, the pressurization from the outside takes place on the sensor. On the one hand, this leads to a less accurate pressurization of the sensor as well as to a greater outlay on equipment.
  • the object of the invention is therefore to provide a method according to the preamble of patent claim 1 and a device according to claim 8, which allow a measurement of the blood flow and dependent parameters in arteries of non-trained medical staff, without causing adulteration the response of the artery to the applied force.
  • invention and advantageous effects are therefore to provide a method according to the preamble of patent claim 1 and a device according to claim 8, which allow a measurement of the blood flow and dependent parameters in arteries of non-trained medical staff, without causing adulteration the response of the artery to the applied force.
  • the object is achieved by a method having the features of claim 1.
  • the deformation of the at least one contact point is measured by the blood flow within the artery in response to the entry of the force F (t).
  • the force F (t) can advantageously be generated by means of pressure increase within the sensor. Such increases in pressure can be carried out without great expenditure on equipment, for example by means of a pump, with which a fluid absorbable within the sensor is pressurized. Also for the evaluation of the pressure is particularly well suited because it is coupled in a linear manner with the force across the surface of the at least one contact point.
  • the deformation of a plurality of contact points arranged in the form of an array or a matrix is measured.
  • the arrangement of multiple contact sites does not require accurate placement of the device on the tissue surface above an artery. It is perfectly sufficient if the reaction of the artery to the entry of the force F (t) is measured only at individual points of contact.
  • the force F (t) can be applied manually, for example via a spring mechanism, to the at least one contact point.
  • the force F (t) can also be applied to the contact point by an electric motor or pneumatically.
  • the deformation of the at least one contact point is advantageously determined via the curvature ⁇ (t).
  • the detection takes place on the upper arm, on the wrist or on a finger of the respective person.
  • an artery runs relatively close below the tissue surface, so that an easily detectable and intensive signal, which is particularly well suited for evaluation, is obtained.
  • the object is achieved by a device having the features of patent claim 8.
  • the sensor has a measuring device with which the deformation of the at least one contact point by the blood flow within the artery in response to the entry of the force F (t) can be determined.
  • the deformation of the tissue surface above the blood-perfused artery is transmitted directly to the at least one contact point.
  • the force transmitter is particularly advantageous to design the force transmitter as a pneumatic unit, for example as a fluid pump, whereby the internal pressure within the sensor chamber and thus the force acting on the contact point or contact points can be controlled.
  • the contact point is formed as a membrane.
  • membranes are thin and flexible, which ensures that only the force F (t) and the deformation of the tissue surface by the arterial pressure in response to the force F (t) is transferred to the membrane and the influence of transverse forces can be neglected.
  • the senor has a fillable with a fluid chamber, which is provided with a substantially rigid undeformable, the at least one deformable contact point having facing. Since the force can be transmitted selectively to the contact point or the membrane by means of the fluid, a defined measurable external force can be applied to the tissue above the artery and the reaction of the artery to this force can be measured.
  • the fluid adequately dampens the deformation of the contact point or of the membrane, so that an overshoot of the contact point or of the membrane does not occur or is negligible.
  • a plurality of contact points are provided in the form of an array or a matrix, to each of which a separate measuring device is assigned.
  • the handling of the device is further simplified, especially for medical untrained users.
  • the force is introduced into the tissue above the artery via at least one contact point and the reaction of the artery to this introduced force is measured. An exact positioning of the sensor is therefore not necessary.
  • each measuring device has a strain gauge, with which the deformation or curvature ⁇ (t) of the membrane in a simple manner, even spatially resolved, can be determined.
  • a force transmitter is provided for applying force.
  • the force transmitter can also be designed to measure the force F (t).
  • the force transmitter can be designed according to one embodiment of the invention as a mechanical, manually operated unit, with which the force F (t), for example via a manually operated spring mechanism, is generated.
  • the force transmitter can also be designed as an electromechanical, motor-operated unit.
  • the measuring device for force measurement as a pressure measuring device for measuring the fluid pressure within the chamber, which is linearly correlated with the force.
  • a particularly advantageous embodiment of the invention is that a holding element is provided, with which the device can be fixed, for example, on the wrist, on the upper arm or on a finger of the user to detect at a lying close to the tissue surface artery.
  • the single FIGURE shows an embodiment of a device according to the invention for the non-invasive detection of blood flow and dependent parameters in arteries in a cross-sectional representation.
  • the device has a sensor 1, which consists essentially of an undeformable, rigid chamber 2.
  • the device thus consists of a single-chamber sensor.
  • the chamber 2 is filled with a fluid 3 (gas or liquid) and has a rigid wall 4, which is provided with a non-rigid contact point 5.
  • the contact point 5 to be placed on the tissue surface 20 of the user is designed as a deformable, elastic membrane.
  • a strain gauge 10 is arranged, with which the curvature ⁇ (t), that is, the deformation of the membrane 12 can be determined. It is also possible with the aid of the strain gauge 10, the curvature ⁇ (t) with respect to the membrane 12 to determine spatially resolved.
  • an array or a matrix that is to say in particular a two-dimensional two-dimensional measuring field consisting of a multiplicity of strain gauges, is provided at the contact point of the sensor.
  • a two-dimensional two-dimensional measuring field consisting of a multiplicity of strain gauges
  • the membrane 12 For detecting the blood flow and the parameters dependent thereon, the membrane 12 is acted on by a force F (t).
  • F (t) On the basis of the reaction of the blood-perfused artery 18 to the force F (t), the desired conclusions can be drawn about the blood flow and the parameters dependent thereon.
  • a force transmitter 11 is provided.
  • the force transmitter is a fluid pump 7 with which a fluid 3 can be pumped into the chamber 2 (shown only schematically in the figure). Depending on the amount of fluid within the chamber 2, a different force results on the contact point 5 or the membrane 12.
  • a force measuring device 17 is provided.
  • the force measuring device is designed as a pressure measuring device.
  • the force generation can also be generated manually via a mechanical unit 13, for example a manually actuable spring mechanism.
  • a mechanical unit 13 for example a manually actuable spring mechanism.
  • Another alternative is to form the force transmitter 11 as an electromechanical motor-driven unit 14 or as a displacement unit, which then exerts a defined force on the rigid facing opposite to the deformable Bewandung with the contact point.
  • the part of the walling that directly adjoins the deformable section is likewise elastic, so that no rigid terminal edge is pressed into the tissue of the human measuring site.
  • the sensor 1 For non-invasive detection of the blood flow and dependent parameters in arteries 18, the sensor 1 is placed with its contact point 5 on the surface 20 of a tissue 19 such that the contact point lie substantially above an artery 18 comes.
  • the force transmitter 11 in the present case by means of the fluid pump 7, the pressure in the fluid chamber 2 and thus the force on the contact point 5 and the membrane 12 is increased.
  • This time-variable force F (t) is detected by means of the force-measuring device 17, in the present case of the pressure-measuring device 16.
  • the force F (t) acting on the membrane 12 is transmitted to the tissue surface 20 or to the tissue 19 and thus to the artery 18. Due to the pulsating blood flow within the artery 18, the artery 18 reacts to the introduced force F (t). This reaction acts as a counter force on the tissue 19 and thus on the tissue surface 20 and the membrane 12. Due to the reactions of the artery 18 to the introduced force F (t), the diaphragm 12 deforms, that is, its curvature ⁇ (t) changes with time. This curvature ⁇ (t) can be detected with the strain gauge 20.
  • curvature ⁇ (t) Due to the applied force F (t) and the response of the artery 18 to this, this time-lhe changed curvature ⁇ (t) is characteristic of the blood flow and dependent parameters in arteries, in particular the arterial waveform and derived therefrom cardiovascular parameters and blood pressure, so that these values can be derived from the curvature ⁇ (t) with the aid of a corresponding evaluation method and a corresponding evaluation device.
  • the device thus comprises a fluid-filled single-chamber sensor, wherein the determination of the external force in this case via a pressure transducer for measuring the internal applied fluid pressure in the chamber or a force transducer for determining the external applied force, wherein at the contact point between the skin tissue and the sensor, a deformable membrane is provided with adjacently arranged within the chamber curvature or strain gauges - which form a measuring field - and are provided for detecting the time-varying curvature or elongation of the membrane due to the arterial pulsation.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien (18), insbesondere der arteriellen Wellenform und des Blutdrucks. Dabei wird ein Sensor (1) mit wenigstens einer verformbaren Kontaktstelle (5) auf einer Gewebeoberfläche (20) im wesentlichen über einer Arterie (18) platziert und die wenigstens eine Kontaktstelle (5) mit einer zeitlich variablen und definierten äußeren Kraft F(t) beaufschlagt. Als Reaktion auf diese Kraft F(t) wird die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle (5) durch den Blutfluss innerhalb der Arterie (18) gemessen.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien, insbesondere der arteriellen Wellenform und des Blutdruckes
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien, insbesondere der arteriellen Wellenform und des Blutdrucks. Dabei wird der Sensor mit wenigstens einer formbaren Kontaktstelle auf einer Gewebeoberfläche im wesentlichen über einer Arterie platziert und die wenigstens eine Kontaktstelle mit einer zeitlich variablen und definierten äußeren Kraft F(t) beaufschlagt.
Weiterhin betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien, insbesondere der arteriellen Wellenform und des Blutdrucks. Die Detektion erfolgt dabei mit einem Sensor, der wenigstens eine verformbare Kontaktstelle aufweist, die mit einer zeitlich variablen und definierten äußeren Kraft F(t) beaufschlagbar ist.
Stand der Technik
Die Messung des Blutdrucks bei den üblicherweise verwendeten oszillometrisch arbeitenden Messgeräten erfolgt durch Auswertung der Amplituden der Druckoszillation in einer Luftblase. Dazu wird eine Manschette mit der Luftblase um die Messstelle fixiert und der Druck auf die Arterie erhöht. Die Arterie pulsiert nun gegen den Druck der Manschette. Die Pulsationen können in der Luftblase in Form von Oszillationen des Innendrucks detektiert werden. Aus der charakteristischen Hüllkurve (Druckoszillationshöhe in Abhängigkeit des Manschettendrucks) kann der mittlere arterielle Druck (MAP), der systolische Druck (maximale Aderdruck) und der diastolische Druck (minimaler Aderdruck) bestimmt werden. Bei diesen oszillometrisch arbeitenden Messgeräten wir der Oberarm oder das Handgelenk der Person durch den Manschettendruck radial abgedrückt, bis der Blutfluss in den Arterien gestoppt ist.
Durch diesen Aufbau ist es jedoch nicht möglich, die Pulswelle in der Arterie durch Auswertung des Drucks in der Blase amplituden- und phasentreu zu bestimmten, da die arterielle Pulswelle durch verschiedene Faktoren verfälscht wird. Darunter fallen in erster Linie die Materialeigenschaften der Manschette und die Luftblase, aufgrund der Kompressibilität der Luft. Auch die viskoelastischen Eigenschaften des komprimierten Gewebes verfälschen das Messergebnis ebenso wie das Unterbinden des Blutdruckes in mehreren Arterien (zum Beispiel der Radialis und der Ulnaris am Handgelenk), in denen nicht zwingend die identischen Pulskurven zur Oszillation in der Luftblase beitragen. Die eigentliche Pulswellenform in der Arterie enthält jedoch wesentliche Informationen über das Kreislaufsystem und das Herz. Diese Wellenformen werden klinisch überwiegend durch Einführen eines Katheders in die entsprechenden Arterien invasiv bestimmt. Aus den so ermittelten Wellenformen leitet der Kardiologe physiologische Parameter des Herz-Kreislaufsystems ab.
Aus der US 5,450,852 A sind bereits ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art bekannt, mittels derer eine Detektion der eigentlichen Pulswellenform in einer Arterie möglich ist. Der dort beschriebene Sensor wird mit seiner verformbaren Kontaktstelle oberhalb der Arterie, beispielsweise am Handgelenk, fixiert und der Druck innerhalb des Sensors erhöht. Durch das Pulsieren der Arterie gegen den so erzeugten Druck kommt es innerhalb des Sensors zu Druckoszillationen, die mit einer Druckmesseinrichtung bestimmbar sind und aus denen die Pulswellenform abgeleitet werden kann. Dieser Sensor muss jedoch mit seiner verformbaren Kontaktstelle relativ genau an der Stelle oberhalb der Arterie positioniert werden. Diese Positionierung kann in der Regel nur ein medizinisch geschultes Personal vornehmen. Zudem können die Druckoszillationen aufgrund verschiedener Faktoren, beispielsweise Materialeigenschaften des Sensors, welche die Druckoszillationen abschwächen oder verstärken können, verfälscht werden.
Aus der DE 69720274 T2 ist ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Blutdruckmessung auf der Basis einer Auswertung von Pulswelleninformationen bekannt. Es wird hier also nicht die oszillometrische Blutdruckmessung angewandt. In nachteiliger Weise erfolgt hierbei jedoch die Druckbeaufschlagung von außen auf den Sensor. Dies führt einerseits zu einer weniger genau herbeiführbären Druckbeaufschlagung des Sensors als auch zu einem größeren apparativen Aufwand.
Problem
Aufgabe der Erfindung ist es daher, ein Verfahren gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 und eine Vorrichtung gemäß dem Patentanspruch 8 zur Verfügung zu stellen, welche eine Messung des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien auch von medizinisch nicht geschultem Personal ermöglichen, ohne dass dabei Verfälschungen der Reaktion der Arterie auf die ausgeübte Kraft auftreten. Erfindung und vorteilhafte Wirkungen
Verfahrensmäßig wird die Aufgabe durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruches 1 gelöst. Dabei wird die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle durch den Blutfluss innerhalb der Arterie als Reaktion auf den Eintrag der Kraft F(t) gemessen. Dadurch, dass die Verformung der direkt auf der Gewebeoberfläche aufliegenden Kontaktstelle gemessen wird und damit die Verformung der Kontaktstelle genau der Verformung der Gewebeoberfläche durch den Arteriendruck entspricht, ist eine wesentlich sensitivere Detek- tion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien ermöglicht.
Die Kraft F(t) ist vorteilhafterweise mittels Druckerhöhung innerhalb des Sensors erzeugbar. Solche Druckerhöhungen können ohne großen apparativen Aufwand erfolgen, beispielsweise mittels einer Pumpe , mit der ein innerhalb des Sensors aufnehmbares Fluid druckbeaufschlagt wird. Auch zur Auswertung ist der Druck besonders gut geeignet, da er in linearer Weise mit der Kraft über die Fläche der wenigstens einen Kontaktstelle gekoppelt ist.
Nach einer ersten vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird die Verformung mehrerer, in Form eines Arrays oder einer Matrix angeordneter Kontaktstellen gemessen. Durch diese Maßnahme ist die Handhabung der Vorrichtung, insbesondere für medizinische Laien, nochmals vereinfacht. Die Anordnung mehrerer Kontaktstellen erfordert kein exaktes Platzieren der Vorrichtung auf der Gewebeoberfläche oberhalb einer Arterie. Es ist vollkommen ausreichend, wenn nur bei einzelnen Kontaktstellen die Reaktion der Arterie auf den Eintrag der Kraft F(t) gemessen wird.
Dabei kann die Kraft F(t) manuell, beispielsweise über einen Federmechanismus, auf die wenigstens eine Kontaktstelle aufzubringen.
Alternativ kann die Kraft F(t) auch elektromotorisch oder pneumatisch auf die Kontaktstelle aufgebracht werden.
Dabei hat es sich als vorteilhaft erwiesen, die Kraft F(t) zeitlich konstant zu steigern, beispielsweise über eine Rampenfunktion R(t) = λ-t mit λ = konstant. Hierdurch liegt eine einfache lineare Kraftfunktion für den Krafteintrag in das Gewebe vor, so dass eine einfache Korrelation zwischen der Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle und der in das Gewebe eingebrachten Kraft F(t) besteht. - A -
Die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle wird dabei vorteilhafterweise über deren Krümmung ε(t) bestimmt.
Nach einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Detektion am O- berarm, am Handgelenk oder an einem Finger der jeweiligen Person. An diesen Körperpartien läuft eine Arterie relativ dicht unterhalb der Gewebeoberfläche, so dass ein leicht detektierbares und intensives sowie zur Auswertung besonders gut geeignetes Signal erhalten wird.
Vorrichtungsmäßig wird die Aufgabe durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Patentanspruchs 8 gelöst. Dabei weist der Sensor eine Messeinrichtung auf, mit welcher die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle durch den Blutfluss innerhalb der Arterie als Reaktion auf den Eintrag der Kraft F(t) bestimmbar ist. Die Verformung der Gewebeoberfläche oberhalb der blutdurchflossenen Arterie wird direkt auf die wenigstens eine Kontaktstelle übertragen. Es treten keinerlei Informationsverluste, wie im Stand der Technik auf, bei welchem die Verformung der Kontaktstelle nicht direkt, sondern nur indirekt über die Variation des Druckes innerhalb des Sensors gemessen wird.
Besonders vorteilhaft ist es, den Kraftgeber als pneumatische Einheit, beispielsweise als Fluidpumpe, auszubilden, wodurch sich der Innendruck innerhalb der Sensorkammer und somit die auf die Kontaktstelle beziehungsweise die Kontaktstellen wirkende Kraft steuern lässt.
Nach einer Ausgestaltung ist die Kontaktstelle als eine Membran ausgebildet. Solche Membranen sind dünn und flexibel, wodurch gewährleistet ist, dass lediglich die Kraft F(t) sowie die Verformung der Gewebeoberfläche durch den Arteriendruck als Reaktion auf die Kraft F(t) auf die Membran übertragen wird und der Einfluß von Querkräften vernachlässigt werden kann.
Nach einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung weist der Sensor eine mit einem Fluid befüllbare Kammer auf, welche mit einer im wesentlichen starren unverform- baren, die wenigstens eine verformbare Kontaktstelle aufweisende Bewandung versehen ist. Da mittels des Fluids die Kraft gezielt auf die Kontaktstelle beziehungsweise die Membran übertragen werden kann, lässt sich eine definierte messbare äußere Kraft auf das Gewebe oberhalb der Arterie aufbringen und die Reaktion der Arterie auf diese Kraft messen. Vorteil- hafterweise dämpft das Fluid beim Messen der Reaktion der Arterie auf diese Kraft die Verformung der Kontaktstelle beziehungsweise der Membran entsprechend ab, so dass ein Überschwingen der Kontaktstelle beziehungsweise der Membran nicht auftritt beziehungsweise vernachlässigbar ist.
Besonders vorteilhaft ist es, wenn mehrere Kontaktstellen in Form eines Arrays beziehungsweise einer Matrix vorgesehen sind, denen jeweils eine separate Messeinrichtung zugeordnet ist. Durch diese Maßnahme ist die Handhabung der Vorrichtung insbesondere für medizinische ungeschulte Benutzer nochmals vereinfacht. Zur Detektion ist es nämlich vollkommen ausreichend, wenn über wenigstens eine Kontaktstelle die Kraft in das Gewebe oberhalb der Arterie eingebracht und die Reaktion der Arterie auf diese eingebrachte Kraft gemessen wird. Ein exaktes Positionieren des Sensors ist deshalb nicht notwendig.
Die Messung der Verformung der Kontaktstelle beziehungsweise der Membran lässt sich in einfacher Weise dadurch verwirklichen, dass jede Messeinrichtung einen Dehnungsmessstreifen aufweist, mit welchem die Verformung beziehungsweise Krümmung ε(t) der Membran in einfacher Weise, auch ortsaufgelöst, bestimmbar ist.
Nach einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist zur Kraftbeaufschlagung ein Kraftgeber vorgesehen. Dabei kann der Kraftgeber auch selbst zur Messung der Kraft F(t) ausgebildet sein. Alternativ ist es auch möglich, eine separate Kraftmesseinrichtung vorzusehen.
Der Kraftgeber kann nach einer Ausgestaltung der Erfindung als mechanische, manuell betriebene Einheit ausgebildet sein, mit welcher die Kraft F(t), beispielsweise über einen manuell bedienbaren Federmechanismus, erzeugt wird.
Alternativ kann der Kraftgeber auch als elektromechanische, motorisch betriebene Einheit ausgebildet sein.
Dabei hat es sich als vorteilhaft erwiesen, die Messeinrichtung für die Kraftmessung als Druckmesseinrichtung zur Messung des Fluiddruckes innerhalb der Kammer auszubilden, der linear mit der Kraft korreliert ist.
Um in einfacher Weise die Reaktion der Arterie auf die in das Gewebe eingebrachte Kraft zur Bestimmung der arteriellen Welleform nutzen zu können, ist es vorgesehen, die Kraft F(t) zeitlich konstant zu steigern, beispielsweise über eine lineare Rampenfunktion R(t) = λ x t mit λ = konstant.
Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung der Erfindung besteht darin, dass ein Halteelement vorgesehen ist, mit dem die Vorrichtung beispielsweise am Handgelenk, am Oberarm oder an einem Finger des Benutzers fixiert werden kann, um an einer nahe an der Gewebeoberfläche liegenden Arterie zu detektieren.
Ausführungsbeispiel
Weitere Ziele, Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung des Ausführungsbeispieles anhand der Zeichnung. Dabei bilden alle beschriebenen und/oder bildlich dargestellten Merkmale für sich oder in beliebiger sinnvoller Kombination den Gegenstand der vorliegenden Erfindung, auch unabhängig von ihrer Zusammenfassung in den Ansprüchen oder deren Rückbeziehung.
Die einzige Figur zeigt eine Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien in einer Querschnittsdarstellung.
Die Vorrichtung weist einen Sensor 1 auf, der im wesentlichen aus einer unverformbaren, starren Kammer 2 besteht. Die Vorrichtung besteht also aus einem Einkammersensor. Die Kammer 2 ist mit einem Fluid 3 (Gas oder Flüssigkeit) gefüllt und weist eine starre Bewan- dung 4 auf, die mit einer nicht starren Kontaktstelle 5 versehen ist. Die auf der Gewebeoberfläche 20 des Benutzers zu platzierende Kontaktstelle 5 ist als verformbare, elastische Membran ausgebildet. Auf der Membran 12 ist ein Dehnungsmessstreifen 10 angeordnet, mit dem die Krümmung ε(t), das heißt die Verformung, der Membran 12 bestimmt werden kann. Dabei ist es auch möglich, mit Hilfe des Dehnungsmessstreifens 10 die Krümmung ε(t) hinsichtlich der Membran 12 ortsaufgelöst zu bestimmen.
Vorzugsweise ist ein Array oder eine Matrix, also insbesondere ein zweidimensionales flächiges Meßfeld bestehend aus einer Vielzahl von Dehnungsmessstreifen an der Kontaktstelle des Sensors vorgesehen. Dadurch ist nicht nur die Positionierung relativ zur optimalen Meßposition an der Arterie wesentlich unkritischer, weil die Wahrscheinlichkeit größer ist, daß wenigstens ein Dehnungsmessstreifen optimal innerhalb des Meßfeldes angeordnet ist. Es ist auch möglich die verschiedenen Signale der einzelnen Dehnungsmessstreifen zu vergleichen und so eine Validierung der Einzelsignale vorzunehmen. Femer ist durch ein flächiges Meßfeld die Bestimmung weiterer kardiologischer Parameter, wie z.B. der Fortpflanzungsgeschwindigkeit der Druckwelle bestimmbar. Weiterhin kann die Kalibrierung an der gleichen Stelle am Gewebe vorgenommen werden, an der auch die Druckwelle der Arterie erfaßt wurde.
Zur Detektion des Blutflusses und der davon abhängigen Parameter wird die Membran 12 mit einer Kraft F(t) beaufschlagt. Anhand der Reaktion der blutdurchflossenen Arterie 18 auf die Kraft F(t) können die gewünschten Rückschlüsse auf den Blutfluss und die davon abhängigen Parameter gezogen werden.
Um die Membran 12 mit einer Kraft zu beaufschlagen, ist ein Kraftgeber 11 vorgesehen. Bei dem hier gewählten Ausführungsbeispiel ist der Kraftgeber eine Fluidpumpe 7, mit welcher ein Fluid 3 in die Kammer 2 gepumpt werden kann (in der Figur nur schematisch dargestellt). Je nach Fluidmenge innerhalb der Kammer 2 ergibt sich eine unterschiedliche Kraft auf die Kontaktstelle 5 beziehungsweise die Membran 12.
Zur Messung der auf die Membran 12 einwirkenden Kraft ist eine Kraftmesseinrichtung 17 vorgesehen. Bei dem hier beschriebenen Ausführungsbeispiel, bei welchem die Kraft mittels einer Druckerhöhung erzeugt wird, ist die Kraftmesseinrichtung als Druckmesseinrichtung ausgebildet.
Alternativ zu einer Fluidpumpe 7 kann die Krafterzeugung auch manuell über eine mechanische Einheit 13, beispielsweise einen manuell betätigbaren Federmechanismus, erzeugt werden. Eine weitere Alternative besteht darin, den Kraftgeber 11 als elektromechanische, motorisch betriebene Einheit 14 oder als Verschiebeeinheit auszubilden, der dann auf die starre Bewandung gegenüberliegend zur verformbaren Bewandung mit der Kontaktstelle eine definierte Kraft ausübt. Falls nach dieser Ausführungsform der gesamte Sensor gegen die Arterie gedrückt wird, ist in einer Variante der Teil der Bewandung, der zum verformbaren Abschnitt unmittelbar angrenzt, ebenfalls elastisch ausgebildet, so daß keine starre Abschlußkante in das Gewebe des menschlichen Meßortes eingedrückt wird.
Zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien 18 wird der Sensor 1 mit seiner Kontaktstelle 5 auf die Oberfläche 20 eines Gewebes 19 derart aufgelegt, dass die Kontaktstelle im wesentlichen oberhalb einer Arterie 18 zu liegen kommt. Nunmehr wird mittels des Kraftgebers 11 , im vorliegenden Fall mittels der Fluid- pumpe 7, der Druck in der Fluidkammer 2 und somit die Kraft auf die Kontaktstelle 5 beziehungsweise die Membran 12 erhöht. Die Kraft F(t) kann dabei über eine Rampenfunktion R(t) = λ-t mit λ = konstant gesteigert werden, so dass ein linearer Kraftanstieg vorliegt. Diese zeitlich veränderbare Kraft F(t) wird mittels der Kraftmesseinrichtung 17, vorliegend also der Druckmesseinrichtung 16, detektiert.
Die auf die Membran 12 wirkende Kraft F(t) wird auf die Gewebeoberfläche 20, beziehungsweise in das Gewebe 19 und damit auf die Arterie 18 übertragen. Durch den pulsierenden Blutfluss innerhalb der Arterie 18 kommt es zu einer Reaktion der Arterie 18 auf die eingeleitete Kraft F(t). Diese Reaktion wirkt sich als eine Gegenkraft auf das Gewebe 19 und damit auf die Gewebeoberfläche 20 und die Membran 12 aus. Aufgrund der Reaktionen der Arterie 18 auf die eingebrachte Kraft F(t) verformt sich die Membran 12, das heißt ihre Krümmung ε(t) verändert sich zeitabhängig. Diese Krümmung ε(t) ist mit dem Dehnungsmessstreifen 20 feststellbar.
Aufgrund der eingebrachten Kraft F(t) und der Reaktion der Arterie 18 hierauf ist diese zeit- lieh veränderte Krümmung ε(t) charakteristisch für den Blutfluss und davon abhängiger Parameter in Arterien, insbesondere der arteriellen Wellenform und daraus abzuleitender kardiovaskulärer Parameter und des Blutdrucks, so dass mit Hilfe eines entsprechenden Auswerteverfahrens und einer entsprechenden Auswertevorrichtung diese Werte aus der Krümmung ε(t) ableitbar sind.
Die Vorrichtung weist also einen fluidgefüllten Einkammersensor auf, wobei die Bestimmung der äußeren Kraft hierbei über einen Druckaufnehmer zur Messung des inneren angelegten Fluiddruckes in der Kammer oder einen Kraftaufnehmer zur Bestimmung der äußeren angelegten Kraft erfolgt, wobei an der Kontaktstelle zwischen Hautgewebe und Sensor eine verformbare Membran vorgesehen ist, mit angrenzend dazu innerhalb der Kammer angeordneten Krümmungs- bzw. Dehnungsmeßeinrichtungen - die ein Meßfeld bilden - und zur Detektion der zeitlich veränderlichen Krümmung bzw. Dehnung der Membran bedingt durch die Arterienpulsation vorgesehen sind.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien, insbesondere der arteriellen Wellenform und des Blutdruckes, bei dem ein Sensor (1) mit wenigstens einer verformbaren Kontaktstelle (5) auf einer Gewebeoberfläche (20) im wesentlichen über einer Arterie platzierbar ist und die wenigstens eine Kontaktstelle (5) mit einer zeitlich variablen und definierten äußeren Kraft F(t) beaufschlagt wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle (5) durch den Blutfluss innerhalb der Arterie als Reaktion auf den Eintrag der Kraft F(t) gemessen wird und dass die Kraft F(t) mittels Druckerhöhung innerhalb des Sensors (1) erzeugt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Verformung mehrerer in Form eines Arrays (8) oder einer Matrix angeordneten Kontaktstellen (5) gemessen wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Kraft F(t) manuell, beispielsweise über eine Federmechanismus, auf die wenigstens eine Kontaktstelle (5) aufgebracht wird.
4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Kraft F(t) elektromotorisch oder pneumatisch auf die Kontaktstelle (5) aufgebracht wird.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Kraft F(t) zeitlich konstant steigerbar ist, beispielsweise über eine lineare Rampenfunktion R(t) = λ-t.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle (5) als Krümmung ε(t) der Kontaktstelle (5) messbar ist.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektion am Oberarm, am Handgelenk, an der Schläfe, am Fußgelenk oder an einem Finger des Benutzers erfolgt.
8. Vorrichtung zur nicht-invasiven Detektion des Blutflusses und davon abhängiger Parameter in Arterien, insbesondere der arteriellen Wellenform und des Blutdruckes, mit ei- nem Sensor (1), der wenigstens eine verformbare Kontaktstelle (5) aufweist, die mit einer zeitlich variablen und definierten äußeren Kraft F(t) beaufschlagbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass der Sensor (1) eine Messeinrichtung (6) aufweist, mit welcher die Verformung der wenigstens einen Kontaktstelle (5) durch den Blutfluss innerhalb der Arterie als Reaktion auf den Eintrag der Kraft F(t) bestimmbar ist, daß der Sensor als Einkammersensor ausgebildet ist und dass der Kraftgeber (11) als pneumatische Einheit (15) ausgebildet ist.
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Sensor (1) eine mit einem Fluid (3) befüllbare Kammer (2) aufweist, welche mit einer starren, unverform- baren, die wenigstens eine verformbare Kontaktstelle (5) aufweisende Bewandung (4) versehen ist.
10. Vorrichtung nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass die wenigstens eine verformbare Kontaktstelle (5) als Membran (12) ausgebildet ist.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Kontaktstellen (5) in Form eines Arrays (8) beziehungsweise einer Matrix vorgesehen sind, denen jeweils eine separate Messeinrichtung (6) zugeordnet ist.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 11 , dadurch gekennzeichnet, dass jede Messeinrichtung (6) einen Dehnungsmessstreifen (10) aufweist.
13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass zur Kraftbeaufschlagung ein Kraftgeber (11) vorgesehen ist.
14. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Kraftgeber (11) auch zur Messung der Kraft F(t) ausgebildet ist.
15. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass eine separate Kraftmesseinrichtung (17) vorgesehen ist.
16. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die pneumatische Einheit (15) als Fluidpumpe (7) und insbesondere als Druckluftpumpe ausgebildet ist.
17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Messeinrichtung (6) als Druckmesseinrichtung (16) zur Messung des Fluiddruckes innerhalb der Kammer (2) ausgebildet ist.
18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Kraft F(t) zeitlich konstant steigerbar ist, beispielsweise über eine lineare Rampenfunktion R(t) = λ-t.
19. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass ein Halteelement vorgesehen ist, mit dem die Vorrichtung, am Handgelenk, am Oberarm, an der Schläfe, am Fußgelenk oder an einem Finger des Benutzers, fixierbar ist.
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