EP3624683A1 - Verfahren zum nicht-invasiven bestimmen von wenigstens einem blutdruckwert, messvorrichtung und system zur nicht-invasiven blutdruckbestimmung - Google Patents

Verfahren zum nicht-invasiven bestimmen von wenigstens einem blutdruckwert, messvorrichtung und system zur nicht-invasiven blutdruckbestimmung

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EP3624683A1
EP3624683A1 EP18728535.8A EP18728535A EP3624683A1 EP 3624683 A1 EP3624683 A1 EP 3624683A1 EP 18728535 A EP18728535 A EP 18728535A EP 3624683 A1 EP3624683 A1 EP 3624683A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
pressure
curve
tissue
value
blood pressure
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.)
Pending
Application number
EP18728535.8A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Ulrich Pfeiffer
Stephan Regh
Benjamin Stolze
Josef Briegel
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.)
Philips Medizin Systeme Boeblingen GmbH
Original Assignee
Philips Medizin Systeme Boeblingen GmbH
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Filing date
Publication date
Family has litigation
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Application filed by Philips Medizin Systeme Boeblingen GmbH filed Critical Philips Medizin Systeme Boeblingen GmbH
Publication of EP3624683A1 publication Critical patent/EP3624683A1/de
Pending legal-status Critical Current

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    • 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 pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7242—Details of waveform analysis using integration

Definitions

  • the invention relates to a method for non-invasive determination of at least one blood pressure value. It further relates to a measuring device and a system for determining at least one blood pressure value.
  • an invasive or a non-invasive measuring method can be used.
  • the arterial pressure is measured by means of a blood pressure monitor on one extremity, usually on the arm.
  • an air-filled pressure cuff for example, to an upper arm of an individual, preferably a patient created.
  • the pressure cuff is subjected to a clamping pressure, which acts on the tissue, so that a pressure change in the vessels of the individual can be detected.
  • the clamping pressure which is applied to the pressure cuff, is usually passed through from a high clamping pressure to a low clamping pressure or from a low to a high clamping pressure.
  • an oscillation pressure signal resulting from tissue pressure signals can be detected, which has a sequence of pressure oscillations.
  • the pressure cuff is filled with air and placed around a limb of a patient and applied with increasing or decreasing pressure to detect the blood pressure or the pulse fluctuations in the blood pressure across the tissue, the amplitudes of the individual oscillation pressure signals are evaluated to the systolic and / or or to determine diastolic blood pressure.
  • the pressure cuff can also be referred to as a blood pressure cuff.
  • non-invasive blood pressure values requires a well-functioning measuring apparatus which, in different measuring situations, detects the oscillatory pressure signals in such a way that a reliable detection of the amplitude values is made possible in order to precisely classify the required blood pressure values. Since the tissue strength and composition between pressure cuff and artery, arterial diameter, arterial stiffness and blood pressure differ even among different patients, the measurable amplitude values are also different. In addition, the pressure cuff must be kept at heart level during the measurement. That The recorded oscillation pressure signals can look very different depending on the patient's measurement situation and blood pressure. For a usable non-invasive blood pressure measurement, the detected Oszillationsdrucksignal must also have a sufficient signal strength.
  • the non-invasive measurement of blood pressure values is characterized by an uncomplicated, fast, safe and cost-effective implementation and is part of the daily medical routine In particular, there is no risk to the patient as opposed to a direct, invasive blood pressure measurement.
  • invasive blood pressure measurement In invasive blood pressure measurement, an artery is punctured and a catheter is inserted. The catheter is connected to a pressure sensor so that the measured arterial blood pressure curve can be directly recorded and displayed on a monitor.
  • the invasive blood pressure measurement is accurate compared to non-invasive blood pressure measurement and is particularly suitable for continuous monitoring in seriously ill patients and / or high-risk interventions.
  • direct measurement is associated with the risk of, in particular, bleeding, thromboembolism, pseudoaneurysms, infections, and nerve injuries, is expensive and time consuming, and is therefore commonly used to monitor and control blood pressure during surgeries and intensive care units.
  • a non-invasive, risk-free blood pressure measurement method is preferable to a risky, time-consuming and expensive invasive blood pressure measurement method, provided that the non-invasive method meets the requirements of accuracy, measurement frequency, reproducibility, and practicability.
  • it is necessary to continuously rinse the catheter for invasive measurement of blood pressure to continuously remove minute blood clots from the catheter tip and to continuously apply undisturbed blood pressure curves using the free-communicating tube principle to capture.
  • the invasive blood pressure measurement method can provide more accurate measurement results than a non-invasive blood pressure measurement procedure.
  • non-invasive blood pressure measurements are preferable for rapid or ambulatory blood pressure monitoring.
  • a non-invasive blood pressure measurement procedure should be as accurate and fast repeatable, or even continuous, that it can replace invasive measurement with minimal compromises.
  • the invention has for its object to provide an improved method for non-invasive determination of at least one blood pressure value.
  • the object is solved by the features of the independent claims. Advantageous embodiments can be found in the dependent claims.
  • the invention proposes to detect a tissue pressure signal by means of a pressure cuff, wherein the tissue pressure signal comprises a sequence of tissue pressure pulse curves. According to the invention, it is provided to identify at least two tissue pressure pulse curves from the tissue pressure signal and to classify these tissue pressure pulse curves based on characteristic parameters.
  • tissue pressure signal takes place over time or over the clamping pressure.
  • tissue pressure values supplied by a pressure sensor in the pressure cuff are recorded or stored together with the associated measuring times and / or clamping pressures. With these value pairs stored in this way, further processing of the tissue pressure signal is undertaken.
  • the stored value pairs of tissue pressure and measuring time or clamping pressure can be processed prior to their further processing, in which, for example, value pairs lying outside a trend remain disregarded.
  • Various filter functions that are applied to the raw data can be used to create a database that is used for the noninvasive determination of blood pressure values according to the invention.
  • the identification may also include the graphic representation of the tissue pressure signal with the individual tissue pressure pulse curves.
  • a recurring pattern is detected in the tissue pressure signal or in the value pairs.
  • a tissue pressure pulse curve may be detected from a tissue pressure diastole minimum to the following tissue pressure diastole minimum.
  • the successive tissue pressure diastole minima in the tissue pressure signal represent end-diastolic points (time and pressure).
  • tissue pressure pulse curve an end-diastolic point to the following end-diastolic point or whose associated value pairs lie between these points.
  • Tissue Pressure Pulse Curve is considered to be the segment from one end-diastolic point to the next end-diastolic point, the systole is in-between, ie, the Tissue Pressure Pulse curve increases from the first end-diastolic point to the systole, where the tissue pressure signal values reach a local maximum and then to the fall off following end-diastolic point.
  • the rising part of the tissue pressure pulse curve that slopes down to the aortic valve closure (marked by an incisor, ie dicrotic notch) is referred to as the systolic section and the part that continues to descend after the dicrotic notch is referred to as the diastolic section.
  • a filter is applied to the detected tissue pressure signal, which either increases monotonously or gradually in the pressure region or is kept constant for a certain time, to determine the clamping pressure.
  • This clamping pressure is subtracted from the tissue pressure signal in order to filter out the high frequency components from the tissue pressure signal for further processing, so that only the alternating component of the detected tissue pressure signal is used for the determination according to the invention of the blood pressure values.
  • Such a conditioned signal allows normalized or non-normalized further processing.
  • comparable parameters can be determined therefrom for different tissue pressure pulse curves, which allow a reliable determination of the blood pressure values.
  • At least one amplitude parameter is determined for each identified tissue pressure pulse curve.
  • This amplitude parameter represents a relationship between a tissue pressure diastolic minimum and a tissue pressure systole maximum of a tissue pressure pulse curve.
  • the amplitude parameter may also comprise only a part between a tissue pressure diastolic minimum and a tissue pressure systole maximum of a tissue pressure pulse curve.
  • a surface parameter is determined for each identified tissue pressure pulse trace indicative of an area enclosed by the tissue pressure pulse curve. This can be either a partial area of the area enclosed by the tissue pressure pulse curve or also the complete area enclosed by the tissue pressure pulse curve.
  • This pulsation power parameter represents a characteristic value for a tissue pressure pulse curve.
  • the amplitude parameter and the area parameter are linked or set in relation to each other.
  • a parameter function is determined which determines a relationship between the determined or determined pulsation power parameters of the respective identified tissue pressure pulse curves and the associated Clamping pressures on the pressure cuff or the measuring times describes.
  • characteristic values of the parameter function can be determined which are used according to the invention for the direct or indirect determination of a blood pressure value.
  • At least one systolic, one mean and / or one diastolic blood pressure value can be determined.
  • the pressure cuff In order to detect the tissue pressure signal, the pressure cuff is subjected to a clamping pressure which is passed through a predetermined pressure range from a low clamping pressure to a high clamping pressure or from a high clamping pressure to a low clamping pressure.
  • the tissue pressure signal is also possible to determine the tissue pressure signal from low to high or from high to low clamping pressure only for a certain range or range of the specified pressure range.
  • the low clamping pressure is less than the diastolic blood pressure value and the high clamping pressure is higher than the systolic blood pressure value. Since both the diastolic and the systolic blood pressure values are different in different patients, empirical values are used here for the low clamping pressure used as the initial pressure and the high clamping pressure used as the end pressure.
  • the pressure range is quickly traversed by means of a first measuring method. This will quickly give you a preliminary systolic and / or diastolic blood pressure reading.
  • the associated diastolic or systolic blood pressure value can be determined with the preliminary blood pressure value or values thus determined, so that the pressure range to be traversed can be determined quickly with the associated start and end values of the clamping pressure.
  • the pressure range defined for the patient can then be passed slowly through in order to carry out the exact measurements on the basis of the detected tissue pressure signal.
  • the determined amplitude parameters of the tissue pressure pulse curves are multiplied by the associated area parameters in order to obtain the respective pulsation power parameter.
  • the pulsation power parameter can be determined for each tissue pressure pulse curve by occupying either the area parameter or the amplitude parameter or both with a preferred power.
  • a preferred power it has proven to be particularly advantageous to triple the amplitude parameter.
  • tissue pressure pulse curve In a further particular embodiment of the invention it is proposed that only a partial area is used as area parameter, which is enclosed by the tissue pressure pulse curve. Observations from the changes in the shape of the tissue pressure pulse curves show that, when the systolic pressure is exceeded, the amplitude and the absolute area of the respective tissue pressure pulse curve decreases and, in particular, the shape of the upper 1/2 to 1/10 part of the pulse curve increases from approximately and that the tissue pressure systole maxima can shift from late to early systolic. These changes tions affect the upper systolic part of the tissue pressure pulse curve. Therefore, systolic partial areas are defined, which are particularly sensitive to passing through the systolic pressure.
  • a systolic upper partial area is determined based on a predetermined percentage amplitude value, in which a preferably horizontally extending line which intersects the (also straightened to the clamping pressure gradient corrected) tissue pressure pulse curve and a lower boundary of the partial area to be determined forms, wherein the systole characterizing partial area then lies between the line and the tissue pressure pulse waveform.
  • each pulsation power parameter is then assigned a measuring time or a clamping pressure, which are assigned to the respective tissue pressure pulse curve. This assignment is referred to below as a parameter function. That the parameter function maps the pulsation power parameter over the measuring time or the clamping pressure.
  • a Cauchy-Lorentz bell curve can be applied.
  • a first systolic blood pressure value by means of the determined parameter function.
  • the maximum of the parameter function is determined.
  • a first parameter function value is determined, which follows the maximum of the parameter function in the case of a pressure curve from a low to a high clamping pressure and has a parameter function value reduced with respect to the maximum by a predetermined proportion.
  • the respective first measuring time or the associated first clamping pressure is determined in each case at the maximum parameter function value or the first parameter function value.
  • a parameter parameter preceding the maximum is determined as the first parameter function value, which is also reduced by a predetermined proportion with respect to the maximum.
  • the associated first measuring time or the first clamping pressure is determined.
  • a corresponding first blood pressure value is determined from the tissue pressure signal.
  • the upper envelope of the tissue pressure signal is preferably used to determine the first systolic blood pressure value at the first measurement time or the first clamping pressure from the tissue pressure signal.
  • a first mean blood pressure value by using the generated parameter function.
  • the maximum of the Parameter Shentation is determined.
  • a second parameter function value preceding the maximum is determined, which has a second parameter function value reduced by a predetermined proportion with respect to the maximum.
  • the associated second measuring time or the associated second clamping pressure is determined.
  • a maximum of the following second parameter function value is determined, which has a parameter function value reduced by a predetermined proportion with respect to the maximum, and the associated second measuring time and / or the associated second clamping pressure are determined.
  • a corresponding second pressure value is determined or read from the tissue pressure signal.
  • the clamping pressure in the tissue pressure signal is preferably used in order to determine therefrom the corresponding first mean blood pressure value.
  • the generated parameter function is determined to determine a first diastolic blood pressure value.
  • the maximum of the parameter function is determined.
  • a third parameter function value preceding the maximum is determined, which has a parameter function value reduced by a predetermined proportion with respect to the maximum, and the associated third measuring time or the associated third clamping pressure is determined.
  • a maximum subsequent third parameter function value is determined from the parameter function having a parameter function value reduced by a predetermined proportion with respect to the maximum and the associated third measuring time or the associated third clamping pressure.
  • the corresponding pressure value is determined from the tissue pressure signal or a signal dependent thereon.
  • the thus determined pressure value corresponds to the first diastolic blood pressure value.
  • the first diastolic blood pressure value is determined from a lower envelope of the tissue pressure signal.
  • the first mean blood pressure value and a difference between the first mean blood pressure value and the first systolic blood pressure value are multiplied by coefficients derived from invasive blood pressure measurements, their difference is formed, and a correction constant derived from invasive blood pressure measurements is subtracted.
  • the first diastolic blood pressure value and the difference between the first systolic blood pressure value and the first diastolic blood pressure value are multiplied by coefficients derived from invasive blood pressure measurements.
  • a second correction constant derived from invasive blood pressure measurements is used to obtain a corresponding second mean blood pressure value.
  • first mean blood pressure value determined by means of the parameter function and the second mean blood pressure value determined by the estimation formula it is therefore possible to link the first mean blood pressure value determined by means of the parameter function and the second mean blood pressure value determined by the estimation formula to one another, preferably to weight and to one, thus a third averaged one to obtain mean blood pressure.
  • both a directly measured first average blood pressure value and a second mean blood pressure value derived from the first diastolic or first systolic blood pressure value are determined, which are then linked to one another in such a way that a more reliable third average blood pressure value can be obtained.
  • first diastolic blood pressure value determined by the parameter function and the second diastolic blood pressure value obtained by the estimation formula from the first average systolic blood pressure value may be weighted to thereby obtain an averaged third diastolic blood pressure value.
  • tissue pressure pulse curves in the tissue pressure signal by means of the identified tissue pressure pulse curves in the tissue pressure signal, it is possible to obtain a second systolic blood pressure value from a tissue pressure signal by determining a width parameter with respect to the tissue pressure pulse curve for a sequence of tissue pressure pulse curves.
  • This width parameter characterizes a change in the systole of the tissue pressure pulse curves during the systole passage, in particular the maximum or the peak in the systole of the tissue pressure pulse curve. Based on the change in the systole shape, the systolic blood pressure value can be determined.
  • the width parameter is determined based on an end-diastolic point of a previous tissue pressure pulse curve and a maximum of the current tissue pressure pulse curve.
  • This width parameter is determined for several, preferably successive, tissue pressure pulse curves, with the associated measurement times or clamping pressures being detected. It is also determined at which measuring time or at which clamping pressure the width parameter has a maximum change.
  • the point in time at which the width parameter has a maximum change over a plurality of tissue pressure pulse curves is the time at which the second systolic blood pressure value is determined from the tissue pressure signal or from a signal dependent thereon, preferably the clamping pressure. That is, at the measurement time or the clamping pressure at which this width parameter changes the most, the second systolic blood pressure value at the tissue pressure signal can be preferably derived at the clamping pressure of the tissue pressure signal.
  • the upper partial surface is in an upper partial surface located at a pressure increase before a tissue pressure systole maximum of the current tissue pressure pulse curve and an upper temporal after a tissue pressure systole maximum of the current tissue pressure pulse curve Subdivision divided.
  • the faces are formed as triangles.
  • the tissue pressure pulse curve is delimited by a lower, preferably horizontal, straight line that intersects the tissue pressure pulse curve, straightening the tissue pressure pulse curve by filtering out the clamping pressure gradient.
  • a common straight line is laid through the tissue pressure systole maximum of the current tissue pressure pulse curve and a connecting straight line is established between the intersection of the horizontal lower line with the tissue pressure pulse curve and the tissue pressure systole maximum of the current tissue pressure pulse curve.
  • This method can be performed independently of the method described above with the parameter function. However, it may also be combined with the method described above by determining the second systolic blood pressure value, which is determined based on the temporal shift of the tissue pressure systole maximum within the systole of the tissue pressure pulse curves in a series of consecutive tissue pressure pulse waveforms. From the two differently determined first and second systolic blood pressure values, in turn, a weighted averaged third systolic blood pressure value can be derived.
  • a moving average value of the width parameter over a predetermined number of tissue pressure pulse curves is determined. Then, a difference is calculated from the moving average of the width parameter and the single width parameter for each tissue pressure pulse curve. Based on these differences, a standard deviation function is generated for the individual tissue pressure pulse curves, and within this standard deviation function the center of the half width of a developing bell shape of the standard deviation function is determined at which the second systolic blood pressure value is readable at the middle of the half width.
  • a moving average of the area ratio of the two subareas is determined over a predetermined number of tissue pressure pulse curves. Then a difference is determined from the moving average of the area ratio of the two partial areas and the individual area ratio of the two partial areas for each tissue pressure pulse curve. Based on these differences, a standard deviation function is generated for the individual tissue pressure pulse curves, and within this standard deviation function, the center of the half width of a developing bell shape of the standard deviation function is determined at which the second systolic blood pressure value is readable at the center of the half width.
  • a method for non-invasively determining a fourth mean blood pressure value from a tissue pressure signal is provided.
  • tissue pressure pulse curves are identified in the tissue pressure signal.
  • one area is calculated each time until the subsequent Tissue Pressure Pulse Curve.
  • the calculated area is subdivided into two partial areas, in particular into a partial area containing the systole area and a diastolic partial area, wherein the partial area containing the systole area lies below the tissue pressure pulse curve and the diastolic partial area lies above the tissue pressure / diastole minimum of the tissue pressure pulse curve.
  • the fourth mean blood pressure value may be determined from a corresponding tissue pressure signal, preferably the nip pressure.
  • the mean blood pressure value may be weighted and averaged with the fourth mean blood pressure value, and thus, a fifth weighted mean blood pressure value may be obtained.
  • tissue pressure pulse curves it is advantageous to subtract or filter out the clamping pressure component from the tissue pressure signal, in order thus to obtain the alternating component from the tissue pressure signal and thus to transform the tissue pressure signal into a horizontal signal waveform. This provides better comparability of the tissue pressure pulse curves and the individual parameters can be analyzed better.
  • step of identifying tissue pressure pulse traces at least two consecutive tissue pressure pulse traces are identified. To increase the reliability of the blood pressure values, the number of identified and analyzed tissue pressure pulse curves can be increased.
  • the pressure range is traversed during the measurement with a predetermined pressure change rate.
  • the pressure range can preferably be determined during the measurement.
  • the pressure change rate may also be adjusted in time, for example, initially measured at a rapid pressure change rate and subsequently at a slow pressure change rate.
  • the object is also achieved by means of a measuring apparatus for the non-invasive determination of blood pressure values, in which a tissue pressure signal is detected by means of a pressure cuff on an individual, wherein the measuring apparatus comprises at least one control unit which performs the above-described methods for determining the systolic, middle and / or or diastolic blood pressure value.
  • a pressure cuff is used for receiving the tissue pressure signal, wherein a pressure sensor is arranged in the pressure cuff and is hydraulically coupled to the tissue.
  • a system for non-invasive blood pressure determination which comprises a pressure cuff with at least one pressure sensor, which is provided for detecting the tissue pressure signal to an individual, the system having a measuring device, as described above, by at least one blood pressure value from the detected tissue pressure signal.
  • the system may include a display unit for displaying the detected tissue pressure signal and the identified tissue pressure pulse waveforms.
  • the measuring device may have a control unit which is provided to control a pressure transducer such that a pressure is dynamically raised and / or released on the pressure sleeve via a pressure range determined during the measurement.
  • a cup winding cuff is used as a pressure cuff, which has an inner kink-resistant shell, which hermetically encloses the limb during the measurement and which is hydraulically coupled to the tissue.
  • the shell wrap cuff hydraulically coupled transcutaneous tissue pressure pulse curves are detected with a pressure transducer seated in / at the pressure cuff.
  • no pressure sensor is placed in the air-filled cuff. The pressure is transmitted via an air line to a measuring device. and measured there. Due to the transmission based on air, many information of the tissue pressure signal are damped away and can therefore no longer be used for an evaluation. In other words, for a high-quality measurement, it is advisable to record the tissue pressure signal as highly as possible.
  • the arrangement of a pressure sensor in the pressure cuff on the skin without the damping elements, e.g. Air cushions, in between (hydraulic coupling).
  • Protective films or, for compatibility reasons, special substances between the skin and the sensor are possible because they only minimally attenuate the transmission of the tissue pressure pulse curve.
  • FIG. 1 shows a graphic representation of a tissue pressure signal, signals derived therefrom and the actuator pressure
  • FIG. 2A, 2B, 2C each show a tissue pressure pulse curve and parameters according to the first embodiment of the invention
  • FIG. 3A shows a parameter curve of amplitude parameters and area parameters according to FIGS. 2A-2C over time and blood pressure values derived therefrom;
  • FIG. 3B shows a parameter curve of amplitude parameters and area parameters according to FIGS. 2A-2C above the clamping pressure and blood pressure values derived therefrom;
  • FIGS. 4A, 4B each show a correlation between blood pressure values determined by an estimate formula and invasively determined blood pressure values;
  • 5A, 5B and 5C each show a correlation between non-invasively determined blood pressure values to invasively determined blood pressure values.
  • FIG. 6A shows tissue pressure pulse curves for determining the form of the systole, changing the tissue pressure pulse curves during the systole passage according to the second exemplary embodiment
  • 6B is a graph for determining the systolic blood pressure value based on the change of the triangular area ratio according to the second embodiment
  • 6C is a flowchart for carrying out the method according to the second embodiment
  • 6D shows tissue pressure pulse curves for ascertaining the form of the systole, changing the tissue pressure pulse curves during the systole passage according to the third exemplary embodiment
  • 6E is an enlarged section of tissue pressure pulse curves for determining parameters for the third embodiment
  • FIG. 6F is a graph for determining the systolic blood pressure value based on the variation of the width parameter according to the third embodiment
  • FIG. 6G is a flowchart for carrying out the method according to the third embodiment
  • 7A, 7B and 7C are tissue pressure pulse curves with different partial surfaces according to the fourth embodiment
  • 7D is a graph for determining the mean blood pressure value based on the change of the area ratio according to the fourth embodiment
  • Fig. 7E is a flowchart for carrying out the method of the fourth embodiment
  • 8A are each a tissue pressure pulse curve and parameters according to an alternative embodiment of the invention based on the first embodiment
  • FIG. 8B shows a parameter curve over time, derived from amplitude parameters and area parameters according to FIG. 8A, and blood pressure values derived therefrom;
  • FIGS. 8C, 8D, 8E each show a regression analysis between non-invasively determined blood pressure values and simultaneously determined blood pressure values
  • 9A and 9B are sectional views of a cup pressure cuff
  • Fig. 10 shows the structure of a system for non-invasive blood pressure determination.
  • FIGS. 1, 2A-2C and 3A-3C The first exemplary embodiment for the non-invasive determination of blood pressure values will be described below with reference to FIGS. 1, 2A-2C and 3A-3C.
  • the fabric pressure signal TP is shown over the time t.
  • the actuator pressure Pact applied to the pressure cuff is shown in FIG. 1 and indicates the actuator pressure Pact delivered by a measuring device. This increases from a low value by 0 mmHg to 210 mmHg (Sl 10).
  • the non-invasively measured tissue pressure signal TP contains a sequence of high-resolution tissue pressure pulse curves PKi.
  • the clamping pressure TPcl which lies within the curve of the tissue pressure signal TP, is determined by low-pass filtering of the tissue pressure signal TP.
  • the pressure range can be traversed both from a low to a high clamping pressure TPcl or vice versa (Sl 10).
  • the resulting tissue pressure signal TP measured by the pressure sensor (S120) is shown in FIG. 1 and shows tissue pressure pulse curves PKi of varying amplitude.
  • the clamping pressure TPcl is shown, which rises analogously to the fabric pressure signal TP.
  • FIG. 1 further shows the double alternating component TPac determined from this tissue pressure signal TP.
  • this alternating component TPac which is obtained by filtering (S 130), the tissue pressure pulse curves PKi can be better analyzed and a better comparability of the parameters determined from the tissue pressure pulse curves PKi is made possible.
  • the alternating component TPac is generated by subtracting the clamping pressure TPcl from the fabric pressure signal TP.
  • a recoverable tissue pressure signal TP is obtained from about 30 mmHg, which is far beyond the systolic blood pressure value measurable.
  • the tissue pressure pulse curves PKi are identified (S140).
  • FIG. 1 shows an upper envelope TPsys-curve of the tissue pressure signal TP formed from the tissue pressure systole maxima TPsys.
  • a lower envelope TPdia-curve of the tissue pressure signal TP formed from the tissue pressure diastolic minima TPdia is shown.
  • FIG. 2A shows an identified tissue pressure pulse curve PKi in detail.
  • the tissue pressure pulse curve PKi begins at an end-diastolic point, preferably at the local minimum of the tissue pressure pulse curve PKi, the tissue pressure diastolic minimum TPdia, and increases sharply to a maximum reached at the tissue pressure systole maximum TPsys.
  • the rising edge starting from the end diastolic point to the tissue pressure systole maximum TPsys and the falling edge of the tissue pressure signal TP from the tissue pressure systole maximum TPsys to the next end diastolic point includes the tissue pressure pulse curve PKi.
  • a tissue pressure pulse curve PKi extends between a start time t.start to a stop time t.stop.
  • the pressure range that is passed through lies between the tissue pressure diastolic minimum TPdia and the tissue pressure systole maximum TPsys.
  • the area below the tissue pressure pulse curve PKi is referred to as the area parameter TPA and is limited below the tissue pressure pulse curve by a straight line which runs from the starting diastolic point from start time t.start to stop time t.stop.
  • the straight line preferably runs horizontally.
  • the straight line for limiting the area underneath the tissue pressure pulse curve PKi can also run obliquely.
  • a tissue pressure pulse curve PKi is also shown.
  • a percentage amplitude value x% (TPP) is shown, which ranges from the tissue pressure diastolic minimum TPdia to the percentage value of the tissue pressure systole maximum TPsys.
  • TPP is the full amplitude of the tissue pressure diastolic minimum TPdia to the tissue pressure systole maximum TPsys.
  • the partial area TPA.top lying above this percentage amplitude value x% (TPP) can be used as area parameter TPA in the first exemplary embodiment of the invention.
  • This percentage amplitude value x% (TPP) and the area parameter TPA are determined on the basis of the identified tissue pressure pulse curves PKi and the associated value pairs (S150).
  • FIG. 2C shows an alternative for calculating the partial area TPA.top below the tissue pressure pulse curve PKi.
  • the maximum increase dTP / dtmax or the time of maximum increase t (dTP / dtmax) in the tissue pressure signal TP is determined within a tissue pressure pulse curve PKi. This point is used to determine the lower bound of the patch TPA.top.
  • a comparison of the determined blood pressure values based on the method according to FIG. 2A, 2B or FIG. 2C shows that the use of the partial area TPA.top according to FIG. 2B or 2C is generally more accurate blood pressure.
  • the use of the method for determining the amplitude parameter TPP and the partial area TPA.top according to FIG. 2B generally yields the most reliable blood pressure values.
  • FIG. 3A shows a parameter function TPW-curve which is determined from the product of the amplitude parameter TPP and the area parameter TPA or the partial area TPA.top above the percentage amplitude value x% (TPP) for each tissue pressure pulse curve PKi (S170).
  • TPP percent amplitude value x%
  • a pulsation power parameter TPWP is now calculated (S160) in which the amplitude parameter TPP or a fraction x% (TPP) of which is linked to the area parameter TPA or the area TPA.top.
  • the amplitude parameter TPP or a proportion x% (TPP) thereof and the area parameter TPA or the partial area TPA.top are used as factors for each identified tissue pressure pulse curve PKi, each with an exponent to form a pulsation power Parameters TPWP are weighted.
  • the pulsation power parameter TPWP is formed in the simplest form as a product of amplitude parameter TPP and area parameter TPA, preferably based on the formula:
  • the pulsation power parameter TPWP can also be calculated according to the formula:
  • TPWP TPA.top expl * TPP exp2 * (dTP / dtmax) exp3
  • the parameter function TPW-curve illustrated in FIGS. 3A and 3B is formed from the determined values for the pulsation power parameters TPWP (S 170).
  • each determined pulsation power parameter TPWP is assigned to the corresponding measurement time t or to the corresponding value derived from the tissue pressure signal TP, which belong to the identified tissue pressure pulse curve PKi.
  • each value of a pulsation power parameter TPWP is assigned a time or tissue pressure signal value of the associated tissue pressure pulse curve PKi, preferably the time of the tissue pressure systole maximum t (TPsys) is assigned as time; alternatively, the clamping pressure TPcl, the tissue pressure Systole maximum TPsys or the tissue pressure diastolic minimum TPdia assigned.
  • the parameter function thus generated or its value pairs can be analyzed and certain function values of the parameter function can be determined, which are used to determine the blood pressure values according to the invention.
  • the parameter function TPW-curve has a maximum parameter function value TPW-curve .max which is identified (S180). Based on empirical empirical values, a first measurement time t (ax) is determined, which belongs to a first parameter function value ax, which has a predetermined proportion of the maximum parameter function value TPW-curve.max, (S 190). Based on the first measurement time t (ax), a first systolic blood pressure value SAPlni is determined based on the upper envelope TPsys-curve of the tissue pressure signal TP (S 191), in which the pressure value associated with the first measurement time t (ax) is determined in the tissue pressure signal TP . is read. In FIG.
  • the first measuring time t (ax) is 56 s and, with an increasing pressure curve, behind the maximum, which is 53.5 s.
  • a pressure value TPcl@TPW- curve.max becomes the ordinate in Fig. 3A at the time point ⁇ TPW-curve. max) are read from the associated clamping pressure TPcl of the fabric pressure signal TP.
  • TPcl% is applied to TPcl@TPW-curve.max to determine an alternative first systolic blood pressure value SAPlni *.
  • TPsys-curve@TPW- curve.max at the time of occurrence of the maximum parameter function value t (TPW-curve.max), a pressure value TPsys-curve@TPW- curve.max at the ordinate in FIG. 3A corresponding to the upper envelope of the fabric pressure signal TP read (TPsys-curve is defined in Figure 1). Based on empirical empirical values, a specific factor TPsys-curve% is applied to TPsys-curve@TPW-curve.max to determine another alternative first systolic blood pressure value SAPlni **.
  • the parameter function can also be used for determining a first mean blood pressure value MAPlAni, in which, in the case of an increasing pressure curve, a second parameter function value bx of the parameter function TPW-curve and the associated second measurement time t (bx) are determined (S192).
  • the associated second measuring time t (bx) is 43 s in FIG. 3A.
  • the associated first mean blood pressure value MAPlAni is determined based on the clamping pressure TPcl (S 193) and in the present case is approximately 96 mmHg.
  • the diastolic blood pressure value DAP 1 Ani can also be determined based on the parameter function TPW-curve by determining a third parameter function value cx reduced by a predetermined proportion and the associated third measurement time t (cx) (S 194), which is here at 36 s. Based on this third Measuring time t (cx) is in the tissue pressure signal TP and here in particular at the lower tissue pressure envelope TPdia-curve, the corresponding pressure value of about 80 mmHg determined or read (S 195).
  • a third parameter function value cx reduced by a predetermined proportion and the associated third measurement time t (cx) S 194.
  • the fabric pressure signal TP is shown on the clamping pressure TPcl and in the lower part of Fig. 3B therefrom determined a two-fold alternating component TPac.
  • the pulsation power parameter TPWP is first determined for each tissue pressure pulse curve PKi and the pulsation power parameters TPWP become Parameter curve TPW-curve determined over the clamping pressure TPcl, as shown in Fig. 3B.
  • the parameter function TPW-curve which represents the pulsation power parameter TPWP from the combination of the area parameter TPA and the amplitude parameter TPP, is shown in FIG. 3B not over the time t, but as a function of the clamping pressure TPcl .
  • the use of the clamping pressure TPcl is less susceptible to drift or disturbances in the lower-level (TPdia-curve), e.g. be caused by movement artifacts, muscle tremors or tension in awake patients or individuals.
  • the parameter function TPW-curve in FIG. 3B has a maximum which is identified for determining the blood pressure values (S180) and in particular the associated clamping pressure TPcl (TPW-curve.max).
  • TPW-curve.max the maximum which is identified for determining the blood pressure values (S180) and in particular the associated clamping pressure TPcl (TPW-curve.max).
  • a first, second and / or third parameter function value ax, bx, cx is determined (S 190, S 192, S 194), which lies before or after the maximum of the parameter curve, depending on the pressure curve of the clamping pressure TPcl.
  • the associated clamping pressures TPcl (ax), TPcl (bx) and TPcl (cx) determined.
  • a corresponding blood pressure value is determined in the tissue pressure signal TP or a signal dependent thereon (TPdia-curve, TPsys-curve, TPcl) (S 191, S 193, S195).
  • a first systolic blood pressure value SAPlni can be determined by using the first clamping pressure TPcl (ax) to determine the corresponding blood pressure value by means of the upper envelope TPsys-curve of the tissue pressure signal TP.
  • a clamping pressure TPcl (ax) of 118 mmHg a systolic blood pressure value of 132 mmHg is determined on the basis of the upper envelope TPsys-curve as the first systolic blood pressure value SAPlni.
  • the first average blood pressure value MAPlAni for the second clamping pressure TPcl (bx) at 92 mmHg can be determined at the clamping pressure TPcl of the tissue pressure signal TP and in the present example is 92 mmHg.
  • the diastolic blood pressure value DAPlAni is determined with the aid of the third parameter function value cx, whose associated third clamping pressure TPcl (cx) is 76 mmHg, the corresponding diastolic blood pressure value DAPlAni being determined by dividing the lower envelope TPdia-curve of the tissue pressure signal TP is used, so that a diastolic blood pressure DAPlAni of about 73 mmHg results.
  • a calibration data set of equal numbers of simultaneous invasive and non-invasive blood pressure measurements is made on a sufficient number of individuals in different cardiovascular conditions.
  • FIGS. 4A and 4B show estimated diastolic and mean blood pressure values DAPest and MAPest, which were determined based on invasively determined blood pressure values by means of an estimation formula.
  • the estimates are shown as a set of points around the regression line for the estimated diastolic blood pressure value DAPest, which were respectively determined by means of the estimated formula from the invasively determined mean blood pressure MAPi and the invasively determined systolic blood pressure SAPi, compared to the invasively determined diastolic blood pressure DAPi ,
  • Fig. 4A is a graph showing the relationship between the diastolic blood pressure value estimates DAPest based on invasively acquired systolic and mean blood pressure values SAPi and MAPi and the corresponding invasively acquired diastolic blood pressure values DAPi based on a 480 measurement data set in 80 patients.
  • DAPest the following equation determined by regression analysis of invasively acquired blood pressure values was used:
  • DAPest 0.87 x MAPi - 0.26 x (SAPi-MAPi) - 0.68 mmHg.
  • the coefficients (0.87 and 0.26) and the correction constant (0.68 mmHg) were determined empirically by evaluating the systolic and mean blood pressure values SAPi and MAPi in a number of patients by means of statistical analysis of the widest, broadest data set invasive. clinical blood pressure measurements.
  • the diastolic blood pressure value DAPest can be reliably derived from the systolic and mean blood pressure values.
  • the illustration according to FIG. 4A thus shows that the estimated values for the diastolic blood pressure value DAPest differ insignificantly from the invasively determined comparison values for the diastolic blood pressure value DAPi, the standard deviation SD of the differences DAPest-DAPi being 2.2 mmHg and Correlation coefficient r at 0.97.
  • FIG. 4B analogous to FIG. 4A, the determination of an estimated value for the mean blood pressure value MAPest based on invasively recorded diastolic and systolic blood pressure values DAPi and SAPi is shown.
  • the equation used here is:
  • MAPest 1.052 ⁇ DAPi + 0.347 ⁇ (SAPi-DAPi) - 1.8 mmHg.
  • the estimate is even more accurate than that shown in FIG. 4A, since the correlation coefficient r is 0.99.
  • the point scale of the mean blood pressure MAPest estimates is even closer to the regression line than in Fig. 4A.
  • the standard deviation SD of the differences MAPest - MAPi is 1.45 mmHg.
  • FIGS. 5A, 5B and 5C respectively show the comparison of the simultaneous invasive arterial measurement and the non-invasive tissue pressure measurement as a structure regression diagram for the parameters systolic, mean and diastolic blood pressure values, respectively.
  • FIG. 5A shows the blood pressure values SAPlni determined by means of the first method from FIG. 3C based on the parameter function in relation to the respectively simultaneously invasively determined blood pressure values SAPi. It can be clearly seen that the different measurement points for the systolic non-invasive values deviate insignificantly from the invasive values.
  • FIG. 5B likewise shows the first mean blood pressure values MAPlAni determined by means of the first method from FIG. 3C based on the parameter function compared with the mean blood pressure values MAPi determined in each case simultaneously.
  • the different measurement points for the mean non-invasive values differ insignificantly from the invasively determined values.
  • FIG. 5C shows values for the estimated diastolic blood pressure value DAPIBni relative to the respective simultaneous invasively determined diastolic blood pressure values DAPi.
  • the estimated diastolic blood pressure values DAPlBni are determined from the first systolic blood pressure values SAPlni and first mean blood pressure values MAPlAni determined according to FIG. 3C, based on the parameter function.
  • DAPlBni kl ⁇ MAPlAni - k2 ⁇ (SAPlni - MAPlAni) - k3 mmHg,
  • FIG. 5C clearly shows that the various measurement points for the estimated diastolic blood pressure values DAP1Bni differ insignificantly from the invasively determined diastolic values.
  • an estimated second mean blood pressure value MAPlBni can be determined.
  • bx % TPWmax before TPWmax (with increasing clamping pressure);
  • Mean mean of differences from non-invasive and invasive
  • SD standard deviation of non-invasive and invasive differences.
  • FIG. 6A, 6B and 6C there is shown a preferred method for determining the second systolic blood pressure value SAP2ni, which is essentially based on accurately detecting the shape change of systoles of the tissue pressure pulse curves PKi during the systole passage.
  • the systole passage describes the occlusion of the arteries enclosed by the cuff
  • the systole passage describes the opening of the arteries enclosed by the cuff.
  • an invasively detected arterial blood pressure signal AP and a non-invasively detected tissue pressure signal TP are shown.
  • the non-invasively detected tissue pressure pulse curves PKi are already filtered, that is, the rising clamping pressure TPcl has already been removed, so that only the alternating component TPac of the tissue pressure signal TP is displayed. It can be clearly seen that the peak of the tissue pressure systole maximum TPsys shifts with increasing time from the right (late systolic) to the left (early systolic).
  • the tissue pressure systole maximum TPsys of the tissue pressure pulse curves PKi is nearly centered or tilted to the right at 64 s.
  • the tissue pressure systole maximum TPsys of the tissue pressure pulse curves PKi inclines strongly to the left.
  • tissue pressure pulse curves PKi show that when passing through the systolic pressure (closure of the cuff-enclosed arteries), the amplitude and the absolute area decrease and in particular the shape of the upper pulse pressure portion of Pulse curve of round mostly too pointed, in some cases to double-pointed / -lipped always changed with dominant tip. Furthermore, it can be seen that in most of the cases examined, the tissue pressure systole maximum TPsys, when passing through the systolic pressure, usually shifts from early-systolic to mid-late systolic due to augmentation.
  • tissue pressure systole maximum TPsys shifts from late to late systolic during arterial occlusion to late-systolic, where it remains in the suprasystolic clamping pressure range.
  • tissue pressure systole maximum TPsys shifts from mid to late systolic during arterial occlusion, jumping between early and late systolic, and then remaining in the supra-systolic clamping pressure range approximately at the tissue pressure-pulse curve center.
  • an area ratio TPA 1st top / TP A2. top formed, which is formed from partial surfaces TPAl .top and TPA2.top (S250).
  • a partial surface TPA.top is first formed below the tissue pressure pulse curve PKi, in which the tissue pressure pulse curve PKi is approximately 50% of the maximum amplitude variable.
  • Rameters TPP is cut by means of a preferably horizontal line.
  • a vertical is placed through the tissue pressure systole maximum TPsys of the current tissue pressure pulse curve PKi.
  • connecting lines are placed to the left and right in each case, each beginning at the tissue pressure systole maximum TPsys at the intersection of the current tissue pressure pulse curve PKi with the lower straight.
  • Top. mean over five tissue pressure pulse curves PKi determined. Subsequently, for each tissue pressure pulse curve PKi, the difference TPAl. top / TP A2. Top. diff from the moving average of the area ratio TPA 1. top / TP A2. top .mean and the individual values of the area ratio TP AI. top / TP A2. top determined for each pulse curve (S270). Since the difference TPA 1st top / TP A2. Top. Diff diffuses more strongly during systole passage than in areas immediately after and before, this scattering can be used to accurately determine the systolic blood pressure value. To detect this change in the dispersion, a sliding standard deviation TP AI. top / TP A2.
  • Top. diff typically over three to seven, preferably over five differences TPA 1st top / TP A2.
  • Top. sd is mapped over time or above the clamping pressure TPcl of the associated tissue pressure pulse curves PKi, preferably over time t.
  • the clamping pressure TPcl or the upper envelope TPsys-curve or lower envelope TPdia-curve of the tissue pressure signal TP can be used.
  • Fig. 6B based on the sliding standard deviation TPAl. top / TP A2.
  • FIGS. 6D to 6G show a method for determining another or alternative second systolic blood pressure value SAP2ni *, based on a third exemplary embodiment of the invention.
  • a tissue pressure signal TP is recorded at a rising or falling clamping pressure TPcl (S310), wherein individual tissue pressure pulse curves PKi are recorded.
  • the alternating component TPac is filtered out or extracted by means of filtering (S330), which is used for further processing.
  • S330 filtering
  • individual tissue pressure pulse curves PKi are identified (S340).
  • the method according to the third embodiment is consistent with the method according to Embodiment 1.
  • a second systolic blood pressure value SAP2ni * is determined in which the time shift of the tissue pressure systole maximum TPsys is determined.
  • FIG. 6D shows a non-invasively detected tissue pressure signal TP in comparison to an arterially detected pressure signal AP over time. It can be clearly seen that the signal swing in the non-invasively detected tissue pressure signal TP is lower than in the arterially detected pressure signal AP. In the upper area of FIG. 6D, it becomes clear in the signal curve of the tissue pressure signal TP that the tissue pressure systole maximum TPsys within a tissue pressure pulse curve PKi moves from a late-onset systole to an early-onset systole when passing through the systolic blood pressure. The enlargement of the non-invasive tissue pressure signal TP is shown in the lower region of FIG.
  • tissue pressure pulse curves 1 to 7 are shown.
  • the tissue pressure systole maximum TPsys in the tissue pressure signal TP shifts from a late-onset systole to a temporally early systole.
  • the second systolic blood pressure value SAP2ni * can be detected, which detects the point in time at which the systole or the tissue pressure systole maximum TPsys changes from a late systole to an early systole.
  • a width parameter TPsysPeak.t of several tissue pressure pulse curves PKi is determined according to FIG. 6D (S350).
  • This width parameter TPsysPeak.t changes over a sequence of tissue pressure pulse curves PKi, as shown in Fig. 6D.
  • the width parameter TPsysPeak.t is substantially larger than in the tissue pressure pulse curve 5 where the tissue pressure systole maximum TPsys has already changed from a late systole to an early systole.
  • this width parameter TPsysPeak.t In order to determine this width parameter TPsysPeak.t exactly, according to FIG. 6E, after the identification of a tissue pressure pulse curve PKi based on the tissue pressure diastole minima TPdia, which each represent a minimum of a tissue pressure pulse curve, the time of maximum increase t (dPT / dtmax ) in the systolic edge of the tissue pressure pulse curve. This time point of the maximum increase t (dPT / dtmax) of the tissue pressure pulse curve t (dPT / dtmax) characterizes the starting parameter for the calculation of the width parameter TPsysPeak.t.
  • the end point of the width parameter TPsysPeak.t is defined by the tissue pressure systole maximum TPsys.
  • a moving average TPsysPeak.mean is detected (S360) shown in FIG. 6F.
  • this moving average TPsysPeak.mean is determined via five tissue pressure pulse curves PKi.
  • the difference TPsysPeak.diff is determined from the moving average TPsysPeak.mean and the individual values TPsysPeak.t for each pulse curve (S370).
  • TPsysPeak.diff a sliding standard deviation TPsysPeak.sd of the differences TPsysPeak.diff is typically determined over three to seven, preferably over five differences TPsysPeak.diff (S380) as shown in Fig. 6F.
  • the sliding standard deviation TPsysPeak.sd is mapped over time or above the clamping pressure TPcl of the associated tissue pressure pulse curves PKi, preferably the time points of the tissue pressure systole maxima t (TPsys) are used as the time.
  • the clamping pressure TPcl or the upper envelope TPsys-curve or lower envelope TPdia-curve of the tissue pressure signal TP can be used.
  • TPsysPeak.sd As shown in Fig. 6F, it can be seen from the sliding standard deviation TPsysPeak.sd that a bell-shaped increase occurs at the systole passage. Further characteristic of the standard sliding deviation TPsysPeak.sd is that it runs essentially flat before and after the bell-shaped elevation. Thus, it is possible for the safe determination of the second systolic blood pressure value SAP2ni * based on the described method according to the third embodiment to determine the beginning and end of the bell-shaped elevation.
  • the start and end points of the half-width are determined, wherein at the point in the middle between the start and end point, the time for the second systolic blood pressure value SAP2ni * or in the maximum of the sliding standard deviation TPsysPeak.sd can be determined with the then based the upper envelope TPsys-curve of the tissue pressure signal TP, the second systolic blood pressure value SAP2ni * is determined (S390).
  • the clamping pressure TPcl or the lower envelope TPdia-curve of the tissue pressure signal TP can be used to determine the point in time or the clamping pressure in the middle between the start and end point or the maximum of the bell-shaped elevation in FIG Values of the sliding standard deviation TPsysPeak.sd to determine the second systolic blood pressure value SAP2ni *.
  • Fig. 6G the flow of the method according to the third embodiment is again shown as a flow chart.
  • a method for determining the fourth mean blood pressure value MAP2ni based on a change in the area ratio of a plurality of tissue pressure pulse curves PKi is determined with reference to FIGS. 7A to 7D, in particular, a relative area ratio of the systolic area of the Areg.sys tissue pressure pulse curve is determined to the diastolic area of tissue pressure pulse curve Areg.dia.
  • a tissue pressure pulse curve PKi has a systolic subarea Areg.sys and a diastolic subarea Areg.dia.
  • the systolic subarea Areg.sys is generally the area that lies below a tissue pressure pulse curve PKi between two end diastolic points.
  • the diastolic partial area Areg.dia is the area above the tissue pressure pulse curves PKi and PKi + 1 between their tissue pressure systole maxima TPsys.
  • the areas Areg.sys and Areg.dia are determined by respectively determining an upper and a lower straight line go and gu, wherein the upper straight line is at a predetermined percentage amplitude value and preferably runs horizontally.
  • a percent amplitude value of 75% of the amplitude parameter TPP is used to upwardly limit the systolic and diastolic areas of the tissue pressure pulse curves Areg.sys and Areg.dia.
  • the lower straight line gu is in each case at the end-diastolic point of the following tissue pressure pulse curve PKi + 1.
  • the upper straight line go preferably lies between the tissue pressure diastolic minimum TPdia and the tissue pressure systole maximum TPsys of the respectively considered tissue pressure pulse curve PKi and in this case preferably at a level of tissue pressure-diastolic minimum TPdia + 75% TPP.
  • the area Areg which consists of the systolic and diastolic subarea Areg.sys. and Areg.dia, divided by the regression line Reg.dial, each approximated to the falling edge of the considered tissue pressure pulse curve PKi.
  • a first regression line Reg.sysl based on the considered tissue pressure pulse curve PKi, is determined which limits the increasing part of the tissue pressure pulse curve PKi.
  • this first regression line Reg.sysl is formed from the values in the range from 20 to 80% of the amplitude parameter TPP.
  • a second regression line Reg.sys2 is determined, which simulates the rising part of the following tissue pressure pulse curve PKi + 1, whereby this too is formed from the values in the range from 20 to 80% of the amplitude parameter TPP.
  • an area ratio Areg.sys / Areg.dia can be determined for each tissue pressure pulse curve PKi.
  • the area ratio Areg.sys / Areg.dia changes most at the point where the clamping pressure TPcl crosses the mean blood pressure MAP.
  • Figs. 7A, 7B and 7C the diastolic subarea Areg.dia increases in the total area Areg during inflation of the pressure cuff of Fig. 7A to Fig. 7C. That is, the area ratio Areg.sys / Areg.dia decreases with increasing pressure during inflation of the pressure cuff Area of the diastolic partial area Areg.dia. It has been found that before the passage of the nip pressure TPcl by the mean blood pressure in FIG. 7A, an area ratio Areg.sys / Areg.dia which is> 1 occurs. In the vicinity of the passage of the clamping pressure by the mean blood pressure (FIG.
  • the area ratio Areg.sys / Areg.dia between the systolic partial area Areg.sys and the diastolic partial area Areg.dia is almost one.
  • the area ratio Areg.sys / Areg.dia is ⁇ 1.
  • the area ratio Areg.sys / Areg.dia may be used to determine the timing at which the area ratio Areg.sys / Areg.dia is nearly one, or has its largest change.
  • the fourth mean blood pressure value MAP2ni can be determined by means of the tissue pressure signal TP or a signal dependent thereon (TPsys-curve TPdia-curve, TPcl).
  • the fourth mean blood pressure value MAP2ni is preferably determined or read at the clamping pressure TPcl of the tissue pressure signal TP.
  • Fig. 7E the sequence of the method according to the fourth exemplary embodiment is again shown as a flow chart.
  • a fifth exemplary embodiment will be described with reference to FIGS. 8A-8E in which systolic, mean and / or diastolic blood pressure values, SAPni, MAPni, DAPni, are determined noninvasively based on other pulsation power parameters TPWP.
  • the pulsation power parameter TPWP is formed on the basis of an amplitude parameter and a surface parameter.
  • the amplitude parameter is determined on the basis of a tissue pressure pulse curve PKi, which is referred to below as the positive amplitude parameter TPP +.
  • the positive amplitude parameter TPP + is the positive portion of TPP in a tissue pressure pulse curve PKi, in a TPcl straightened and slope corrected tissue pressure signal.
  • TPP is the total amplitude of tissue pressure-diastolic minimum TPdia to tissue pressure systole maximum TPsys (shown in Figure 2B).
  • a surface parameter from the tissue pressure curve PKi is determined analogously to the first embodiment.
  • a positive area parameter TPA + .top is determined from the tissue pressure curve PKi.
  • the positive surface parameter TPA + .top is characteristic of the area of a tissue pressure pulse curve PKi, which in the upper area by TPsys and in the lower area by a, preferably horizontally dur- is bounded in the range of TPac> 0, eg by a horizontal at x% of TPP +.
  • the value x% (TPP +) can be in the range of 0 .. 90% TPP +.
  • the alternative pulsation power parameter according to the fifth embodiment is formed based on the area parameter TPA + .top and the amplitude parameter TPP +, namely
  • TPWP TPA + .top expl ⁇ TPP + ex P 2
  • the pulsation power parameter TPWP is determined for a multiplicity of tissue pressure pulse curves PKi, from which the parameter function TPW-curve results, which is shown in FIG. 8B.
  • PKi tissue pressure pulse curves
  • the area parameter TPA + .top and the amplitude parameter TPP + are determined for the respective tissue pressure pulse curve PKi and the associated time, which then results in the bell-shaped course of the parameter function TPW-curve.
  • SAP4ni, MAP4Ani and DAP4Ani are read as alternatives for SAPlni, MAPlAni and DAPlAni from the first exemplary embodiment based on previously determined parameter function values ax, bx and cx.
  • SAP4ni * and SAP4ni ** are applied analogously to SAPlni * and SPAlni ** using a specific factor TPcl +% on TPcl@TPW-curve.max or by using a specific factor TPsys-curve +% on TPsys-curve @ TPW- curve.max determined.
  • the parameter function value ax is in close proximity to the maximum of the TPW curve.
  • a sixth systolic blood pressure value SAP4ni is determined on the basis of the TPsys curve, which corresponds to the pressure value at the intersection of t (ax) with the TPsys curve.
  • the parameter function TPW-curve can also be used to determine a fourth mean blood pressure value MAP4Ani, in which a second parameter function value bx of the parameter function TPW-curve and the associated second measurement time t (bx) are determined with an increasing pressure profile.
  • the associated second measuring time t (bx) is 42.5 s in FIG. 8B.
  • the associated sixth blood pressure value MAP4Ani is determined based on the clamping pressure TPcl and in the present case is approximately 96 mmHg.
  • the sixth diastolic blood pressure value DAP4Ani can also be determined based on the parameter function TPW-curve by determining a third parameter function value cx reduced by a predetermined proportion and the associated third measurement time t (cx) which is here at 32 s. Based on this third measurement time t (cx), the corresponding pressure value of approximately 75 mmHg is determined or read at the lower tissue pressure envelope TPdia-curve.
  • a seventh diastolic blood pressure value DAP4Bni is calculated as follows, which will also be referred to as the estimated or derived seventh diastolic blood pressure value.
  • DAP4Bni kl ⁇ MAP4Ani - k2 ⁇ (SAP4ni - MAP4Ani) - k3 mmHg,
  • a seventh mean blood pressure value MAP4Bni is calculated as follows based on the sixth diastolic blood pressure value DAP4Ani and the sixth systolic blood pressure value SAP4ni in the fifth embodiment.
  • MAPlBni k4 ⁇ DAP4Ani + k5 ⁇ (SAP4ni - DAP4Ani) - k6 mmHg is determined
  • FIG. 8C, 8D, 8E show the results of regression analyzes of the sixth blood pressure values SAP4ni, MAP4Ani and the derived seventh diastolic blood pressure value DAP4Bni of 539 measurements on 111 patients, which were determined according to the fifth embodiment, against their associated, simultaneously determined invasive reference values SAPi, MAPi and DAPi.
  • FIG. 8C is a regression analysis that illustrates sixth systolic blood pressure values SAP4ni based on the parameter function of FIG. 8B compared with the respective simultaneously invasively determined systolic blood pressure values SAPi based on the method according to the fifth exemplary embodiment.
  • FIG. 8C is a regression analysis that illustrates sixth systolic blood pressure values SAP4ni based on the parameter function of FIG. 8B compared with the respective simultaneously invasively determined systolic blood pressure values SAPi based on the method according to the fifth exemplary embodiment.
  • FIG. 8D shows a regression analysis, which, based on the method according to the fifth exemplary embodiment, represents sixth mean blood pressure values MAP4Ani based on the parameter function from FIG. 8B compared to the respectively simultaneously invasively determined systolic blood pressure values SAPi.
  • FIG. 8E shows a regression analysis in which the seventh diastolic blood pressure value DAP4B derived or estimated from the sixth mean blood pressure value MAP4Ani and the sixth systolic blood pressure value SAP4ni was compared with the respectively simultaneously invasively determined diastolic blood pressure values DAPi, SAP4ni and MAP4Ani being based on the Parameter function according to FIG. 8B were determined.
  • FIGS. 9A and 9B show a shell pressure cuff 10, which is particularly suitable for the above-described methods for detecting the tissue pressure pulse curves PKi.
  • the shell-type pressure cuff 10 which is also referred to as a shell-winding cuff, is shown in a pressureless state, with the shell-type pressure cuff being shown under pressure in Fig. 9B.
  • the illustrated shell pressure sleeve 10 has a kink-resistant or kink-resistant shell 30, which is arranged within the shell pressure sleeve 10.
  • the shell 30 is arranged under or between the pressure generating means and a body part E.
  • the pressure generating means are formed by a fluid-tight sheath 14.
  • an air pressure is supplied, thus the kink-resistant shell 30 is pressed against the body part E.
  • body part E and kink-resistant shell 30 may also be arranged a textile layer.
  • the pressure sensor (not shown) for receiving the fabric pressure signal TP is arranged on the inner circumference of the shell 30 below the textile layer 23, so that the textile layer isolates the sensor from the body part E. This ensures that the pressure sensor rests directly on the body part, hydraulically coupled to these and no other damping materials are in between.
  • the pressure sensor (not shown) is connected by means of a fluid line to an electrical pressure transducer, which can receive a pressure change transmitted via the fluid within the fluid line (not shown) and convert it into an electrical signal, the tissue pressure signal TP.
  • a measuring device 90 according to the invention is shown, which is connected to the shell pressure cuff 10.
  • the measuring device 90 comprises a control unit 92, a memory 95, a display 93 and a pressure transducer 94. Further, a display and control device 91 is provided, which is provided for controlling the measuring device and adjustment regulators, on and off buttons and display elements comprises.
  • tissue pressure signal TP On the display 93, the detected by the measuring device 90 tissue pressure signal TP is displayed. Furthermore, an enlarged view of the identified tissue pressure pulse curves PKi can be displayed on the display 93.
  • the control unit 92 receives the tissue pressure signal TP over time or over the clamping pressure TPcl and stores the associated value pairs in a memory 95.
  • one of the methods described according to the invention is run through by detecting, based on the detected tissue pressure signal TP and the associated times or clamping pressures TPcl, corresponding tissue pressure pulse curves PKi and corresponding parameters based thereon.
  • the control unit 92 also controls the pressure transducer 94, which acts on the pressure cuff, preferably a cup pressure cuff 10, with an actuator pressure Pact. From the pressure cuff 10 As described above, the tissue pressure signal TP is detected by means of a pressure sensor (not shown), the pressure signal being transmitted via a fluid to an electrical pressure transducer (not shown) and an electrical pressure signal supplied to the measuring device 90 in order to generate the tissue pressure signal TP there to display and evaluate.
  • both a first systolic blood pressure value SAPlni and a first average blood pressure value MAPlAni and a first diastolic blood pressure value DAPlAni can be detected by the parameter function according to the first embodiment.
  • a second mean blood pressure value MAPlBni and a second diastolic blood pressure value DAPlBni can be determined. That the second mean blood pressure value MAPlBni is determined by the estimation formula from the first systolic blood pressure value SAPlni according to the parameter function and the first diastolic blood pressure value DAPlAni according to the parameter function. The second diastolic blood pressure value DAPlBni is determined by estimation formula from the first systolic blood pressure value SAPlni and the first mean blood pressure value MAPlAni. From the second mean blood pressure value MAPlBni determined by the estimated formula and the first mean blood pressure value MAPlAni based on the parameter function, a third mean blood pressure value MAPlni can be determined by means of weighting and averaging.
  • a third diastolic blood pressure value DAPlni is obtained by weighting and averaging from the second diastolic blood pressure value DAPlBni determined by the estimated formula and the first diastolic blood pressure value DAPlAni determined by the parameter function.
  • the third mean blood pressure value MAPlni and / or the third diastolic blood pressure value DAPlni can be improved in terms of accuracy taking into account the second mean blood pressure value MAPlBni and / or the second diastolic blood pressure value DAPlBni according to specific quality criteria.
  • the weighting may preferably take place in such a way that the proportion of the first mean blood pressure value MAPlAni is weighted higher in proportion to the percentage magnitude of the magnitude of the difference between the first mean blood pressure value MAPlAni and the second mean blood pressure value MAPlBni. Accordingly, the weighting of the shares DAPlAni and DAPlBni can be proceeded.
  • the first systolic blood pressure value SAPlni obtained by the parameter function is linked to the second systolic blood pressure value SAP2ni or SAP2ni * determined by means of a systole shift according to the second or third embodiment.
  • a weighting and an averaging are performed to obtain a loadable third systolic blood pressure value SAPni.
  • the above-described third weighted and average mean blood pressure value MAPlni is linked by weighting and averaging to the fourth mean blood pressure value MAP2ni, which is determined by means of the partial average blood pressure value MAP2ni. Area calculation was calculated according to the third embodiment. From this, the fifth mean blood pressure value MAPni is then obtained.
  • the third systolic blood pressure value SAPni and / or the fifth mean blood pressure value MAPni can be improved with regard to accuracy by taking into account the second systolic blood pressure value SAP2ni or SAP2ni * and / or the fourth mean blood pressure value MAP2ni.
  • the weighting can preferably take place in such a way that the proportion of the first systolic blood pressure value SAPlni is weighted higher in proportion to the percentage magnitude of the magnitude of the difference between the first systolic blood pressure value SAPlni and the second systolic blood pressure value SAP2ni or SAP2ni *. Accordingly, it is possible to proceed for the weighting of the components MAPlni and MAP2ni.
  • a specific correction or calibration may preferably be performed.
  • a correction with specific coefficients can be made.
  • SAPlni.corr coeffl ⁇ SAPlni + constl
  • MAPlAni.corr coeff2 ⁇ MAPlAni + const2
  • the correction coefficients and constants coeffl, constl, coeff2, const2 can be obtained by calibration in comparison to reference values, in particular invasive reference values, preferably with coeff 1.2: 0.7 ... 1.5 and const 1, 2: -20 ... 20.
  • Figs. 5A and 5B are regression diagrams showing the comparison of values SAPlni.corr, MAPlAni.corr (referred to in the diagram as SAPlni and MAPlAni) determined by the method described above with simultaneously invasively measured values SAPi and MAPi from a selected, broad-based Set of clinical measurement data with equal numbers of simultaneous invasive and non-invasive measurements. The data are based on 380 measurements on 76 patients.
  • the formulas in the diagrams each represent the equation of the represented regression line.
  • “r” stands for the correlation coefficient of the respective regression shown
  • SD stands for the standard deviation differences SAPlni-SAPi and MAPlAni-MAPi, respectively.
  • the clamping pressure TPcl can be built up quickly on the blood pressure cuff. As already described above, the clamping pressure TPcl can either be built up in ascending order or, after rapid inflation, be reduced in descending order. The detection of signals (tissue pressure signal TP) can thus take place optionally with increasing and / or decreasing clamping pressure TPcl.
  • the clamping pressure TPcl is set up with rapidly increasing clamping pressure build-up with rapid detection of the blood pressure values up to SAP2ni + 5 ... SAP2ni + 40 mmHg, preferably up to SAP2ni + 20 mmHg.
  • the following rates of increase are used: a) increase to 0-30 mmHg during the first l-2s, from then b) until the time of the fourth mean blood pressure value MAP2ni, for the determination of which a certain follow-up time is required, with 5-10 mmHg / pulse, preferably at 8 mmHg / pulse, from then c) until the time of an upper clamping pressure limit, preferably SAP2ni + 20 mmHg with 3-8 mmHg, preferably with 6 mmHg / pulse.
  • an upper clamping pressure limit preferably SAP2ni + 20 mmHg with 3-8 mmHg, preferably with 6 mmHg / pulse.
  • the immediate rough calculation is made from the third systolic blood pressure value SAPni (preferably weighted averaged from SAPlni and SAP2ni), fifth mean blood pressure value MAPni (preferably weighted averaged from MAPlni and MAP2ni), and third diastolic blood pressure value DAPlni followed by decompression pressure.
  • SAPni preferably weighted averaged from SAPlni and SAP2ni
  • MAPni preferably weighted averaged from MAPlni and MAP2ni
  • DAPlni third diastolic blood pressure value followed by decompression pressure.
  • the described method makes it possible to obtain a wide variety of blood pressure values by means of a non-invasive measurement, which alone or in combination with other non-invasively determined blood pressure values leads to a reliable statement regarding the blood pressure values of a patient.

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Abstract

Ein Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen von wenigstens einem Blutdruckwert (SAPlni, MAPlni, DAPlni) aus einem Gewebedrucksignal (TP) mittels einer an einem Individuum angelegten Druckmanschette (10) wird angegeben, wobei das Gewebedrucksignal (TP) eine Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven (PKi) aufweist, umfassend: Identifizieren (S120) von wenigstens zwei einzelnen Gewebedruck-Pulskurven (PKi) im Gewebedrucksignal (TP); Bestimmen (S150) wenigstens eines Amplitudenparameters (TPP) und eines Flächenparameters (TPA) für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve (PKi), wobei der Amplitudenparameter (TPP) auf die Amplitude der identifizierten Gewebedruck-Pulskurve (PKi) und der Flächenparameter (TPA) wenigstens auf eine durch die Gewebedruck-Pulskurve (PKi) eingeschlossene Teilfläche (TPA.top) hinweist; für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve (PKi), Bestimmen (S160) eines die Form der Gewebedruck-Pulskurve (PKi) beschreibenden Pulsation-Power-Parameters (TPWP) basierend auf wenigstens dem Amplitudenparameter (TPP) und dem Flächenparameter (TPA); Erzeugen (S170) einer Parameterfunktion (TPW-curve), welche einen funktionellen Zusammenhang zwischen den bestimmten Pulsation-Power-Parametem (TPWP) der Gewebedruck-Pulskurven (PKi) und den zugeordneten Klemmdrücken (TPcl) an der Druckmanschette (10) oder Messzeiten (t) beschreibt; Ermitteln (S180-S195) wenigstens eines Blutdruckwertes (SAPlni, MAPlni, DAPlni) basierend auf der Parameterfünktion (TPW-curve).

Description

Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen von wenigstens einem Blutdruckwert, Messvorrichtung und System zur nicht-invasiven Blutdruckbestimmung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen von wenigstens einem Blutdruckwert. Weiter betrifft sie eine Messvorrichtung und ein System zum Bestimmen von wenigstens einem Blutdruckwert.
Zur Messung von Blutdruckwerten kann ein invasives oder ein nicht-invasives Messverfahren eingesetzt werden. Bei nicht-invasiven Blutdruckmessverfahren wird der arterielle Druck mit Hilfe eines Blutdruck- messgerätes an einer Extremität, meist am Arm, gemessen. Hierzu wird eine luftgefüllte Druckmanschette, beispielsweise an einen Oberarm eines Individuums, vorzugsweise eines Patienten angelegt. Dazu wird die Druckmanschette mit einem Klemmdruck beaufschlagt, der auf das Gewebe einwirkt, so dass eine Druckveränderung in den Gefäßen des Individuums erfasst werden kann. Der Klemmdruck, der an die Druckmanschette angelegt wird, wird dabei meist von einem hohen Klemmdruck zu einem niedrigen Klemmdruck oder von einem niedrigen zu einem hohen Klemmdruck durchlaufen. Durch diese Art der Messung lässt sich ein aus Gewebedrucksignalen resultierendes Oszillationsdrucksignal erfassen, welches eine Sequenz von Druckoszillationen aufweist. Dabei ist, je nach Druckverlauf, mit einem ansteigenden bzw. abfallenden Klemmdruck auch ein Ansteigen bzw. Abfallen des gesamten Oszillationsdrucksignals zu erkennen. Die Druckmanschette wird mit Luft gefüllt und um eine Extremität eines Patienten gelegt und mit zunehmendem oder abnehmendem Druck beaufschlagt, um den Blutdruck bzw. die Pulsschwankungen im Blutdruck über das Gewebe zu erfassen, wobei die Amplituden der einzelnen Oszillationsdrucksignale ausgewertet werden, um den systolischen und/oder diastolischen Blutdruckwert zu bestimmen. Die Druckmanschette kann auch als Blutdruckmanschette bezeichnet werden.
Das Erfassen von nicht-invasiven Blutdruckwerten erfordert eine genau arbeitende Messapparatur, die in unterschiedlichen Messsituationen die Oszillationsdrucksignale so erfasst, dass eine zuverlässige Erfassung der Amplitudenwerte ermöglicht wird, um die erforderlichen Blutdruckwerte genau zu klassifizieren. Da die Gewebestärke und -Zusammensetzung zwischen Druckmanschette und Arterie, der Arteriendurchmesser, die Arteriensteifigkeit und der Blutdruck selbst bei verschiedenen Patienten voneinander abweicht, sind auch die messbaren Amplitudenwerte verschieden. Außerdem muss die Druckmanschette während der Messung auf Herzhöhe gehalten werden. D.h. die erfassten Oszillationsdrucksignale können je nach Messsituation und Blutdruck des Patienten sehr verschieden aussehen. Für eine verwertbare nicht-invasive Blutdruckmessung muss das erfasste Oszillationsdrucksignal außerdem auch eine ausreichende Signalstärke aufweisen. Mit den herkömmlich verwendeten Druckmanschetten werden nur Druckoszillationen mit 90-96% Verlust der tatsächlich hydraulisch transkutan erfassbaren Gewebedruck-Pulskurven gemessen. Diese Druckoszillationen oder auch Oszillationsdrucksignale weisen keinerlei Pulskontur mehr auf, z.B. ist ein Aortenklappenschluss (dicrotic notch) nicht mehr erkennbar, da die Pulskurvenkonturen durch die Luft, die zur Übertragung des Gewebedrucksignals verwendet wird, gedämpft werden und somit nicht mehr am Sen- sor erfassbar sind.
Andererseits zeichnet sich die nicht-invasive Messung von Blutdruckwerten jedoch durch eine unkomplizierte, schnelle, ungefährliche und kostengünstige Durchführung aus und gehört zum medizinischen Alltag, da hier insbesondere keinerlei Risiko für den Patienten im Gegensatz zu einer direkten, invasiven Blutdruckmessung besteht.
Bei der invasiven Blutdruckmessung wird eine Arterie punktiert und ein Katheter eingebracht. Der Katheter ist mit einem Drucksensor verbunden, so dass sich die gemessene arterielle Blutdruckkurve direkt erfassen und auf einem Monitor darstellen lässt. Die invasive Blutdruckmessung ist im Vergleich zur nicht-invasiven Blutdruckmessung genau und eignet sich insbesondere für eine kontinuierliche Überwachung bei schwerkranken Patienten und/oder bei Hochrisikoeingriffen. Die direkte Messung ist jedoch mit dem Risiko vor allem von Blutungen, Thromboembolien, Pseudoaneurysmen, Infektionen und Nervenverletzungen verbun- den, ist teuer und zeitaufwendig und wird daher meist zur Überwachung und Steuerung des Blutdrucks während Operationen und auf Intensivstationen eingesetzt.
Generell ist ein nicht-invasives risikoloses Blutdruckmessverfahren einem risikobehafteten, zeitaufwendigen und teuren invasiven Blutdruckmessverfahren vorzuziehen, vorausgesetzt das nicht-invasive Verfahren er- füllt die situationsgegebenen Anforderungen an Genauigkeit, Messfrequenz, Reproduzierbarkeit und Praktikabilität. Darüber hinaus ist es zur zuverlässigen Ermittlung von Blutdruckwerten mittels eines invasiven Blutdruckmessverfahrens erforderlich, den Katheter zur invasiven Messung des Blutdrucks kontinuierlich zu spülen, um sich laufend bildende kleinste Blutgerinnsel an der Katheterspitze zu entfernen und so mittels des Prinzips der frei kommunizierenden Röhren kontinuierlich unbeeinträchtigte Blutdruckkurven zu erfassen. Im klinischen Alltag wird häufig mangels verfügbarer ärztlicher Zeit, auch mangels ärztlicher Sachkenntnis zu wenig Aufmerksamkeit auf die Qualität der registrierten Druckkurven gelegt, so dass auch beim invasiven Messverfahren für ein und dieselbe Ursprungs-Blutdruckkurve durchaus erheblich voneinander abweichende Blutdruckwerte ermittelt werden. Das invasive Blutdruckmessverfahren kann, richtig angewandt, grundsätzlich genauere Messergebnisse als ein nicht-invasives Blutdruckmessverfahren liefern. Zur schnellen oder ambulanten Erfassung von Blutdruckwerten sind die nicht-invasiven Blutdruckmessverfahren jedoch vorzuziehen.
Bei nicht-invasiven Blutdruckmessverfahren mit luftgefüllter Manschette ist neben der Gewebedicke und - komposition der Extremität, der Arteriensteifigkeit des Patienten, und der Qualität der Ankopplung der Blut- druckmessvorrichtung an das Gewebe auch die relative Stärke der Pulse des Blutdrucks wichtig. So ist es in Situationen mit sehr niedrigem Blutdruck gepaart mit einer steifen Arterie und mit einer dicken Gewebestärke schwierig, korrekte Ergebnisse mit einer nicht-invasive Blutdruckmessung zu erhalten. In der Regel werden sehr niedrige Blutdruckwerte falsch hoch und sehr hohe Blutdruckwerte falsch niedrig gemessen, was eine Irreführung des Arztes und eine Gefährdung des Patienten nach sich zieht.
Aufgrund der hohen Unzuverlässigkeit bzw. fehlenden Präzision und Vergleichbarkeit bei bisher bekannten nicht-invasiven Blutdruckmessverfahren ist es daher erforderlich, eine Verbesserung der Ermittlung der Blutdruckwerte für ein nicht-invasives Blutdruckmessverfahren bereitzustellen, um die Vorteile einer nichtinvasiven Blutdruckmessung gegenüber einer invasiven Blutdruckmessung beizubehalten, insbesondere be- züglich der Kosten, der erforderlichen Zeit und der Risikolosigkeit. Idealerweise sollte ein nicht-invasives Blutdruckmessverfahren so genau und schnell wiederholbar oder sogar kontinuierlich sein, dass es die invasive Messung bei nur minimalen Abstrichen ersetzen kann. Aus der US 8,926,521 B2 ist es beispielsweise bekannt, mittels einer herkömmlichen Druckmanschette eine Oszillationsdruckmessung durchzuführen und eine obere und eine untere Hüllkurve zu berechnen, um daraus den systolischen Blutdruckwert abzuschätzen. Hierbei liegt das Maximum der positiven Oszillationshüllkurve beim mittleren Blutdruck. Daher ist es bei konventionellen oszillometrischen Blutdruckmessungen mit luftgefüllter Manschette erforderlich zuerst den mittleren Blutdruck zu bestimmen und daraus dann weitere Werte abzuleiten.
Aus der US 5,606,977 A ist eine automatisierte Blutdrucküberwachung bekannt, welche eine pneumatische Manschette zum Durchführen einer sphygmomanometrischen Messung an einem Patienten verwendet. Dabei werden der mittlere und der systolische Blutdruck bestimmt.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein verbessertes Verfahren zur nicht-invasiven Bestimmung von wenigstens einem Blutdruckwert anzugeben. Die Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind den Unteransprüchen zu entnehmen.
Die Erfindung schlägt vor, ein Gewebedrucksignal mittels einer Druckmanschette zu erfassen, wobei das Gewebedrucksignal eine Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven aufweist. Erfindungsgemäß ist es vorgese- hen, wenigstens zwei Gewebedruck-Pulskurven aus dem Gewebedrucksignal zu identifizieren und diese Gewebedruck-Pulskurven basierend auf charakteristischen Parametern zu klassifizieren.
Das Erfassen des Gewebedrucksignals erfolgt dabei über der Zeit oder über dem Klemmdruck. Dazu werden die von einem Drucksensor in der Druckmanschette gelieferten Gewebedruckwerte zusammen mit den dazu- gehörigen Messzeiten und/oder Klemmdrücken aufgezeichnet bzw. gespeichert. Mit diesen derart abgespeicherten Wertepaaren wird die weitere Verarbeitung des Gewebedrucksignals vorgenommen.
Die abgespeicherten Wertepaare von Gewebedruck und Messzeit bzw. Klemmdruck können vor ihrer Weiterverarbeitung aufbereitet werden, in dem bspw. außerhalb eines Trends liegende Wertepaare unberücksich- tigt bleiben. Durch verschiedene Filterfunktionen, die auf die Rohdaten angewendet werden, lässt sich eine Datenbasis schaffen, die für die erfindungsgemäße nicht-invasive Bestimmung von Blutdruckwerten verwendet wird.
Das Identifizieren kann neben der Erfassung der Druckwerte über der Zeit oder dem Klemmdruck auch die grafische Darstellung des Gewebedrucksignals mit den einzelnen Gewebedruck-Pulskurven umfassen. Zum Identifizieren einer oder mehrerer Gewebedruck-Pulskurven aus dem Gewebedrucksignal wird in dem Gewebedrucksignal bzw. in den Wertepaaren jeweils ein wiederkehrendes Muster erkannt. Bspw. wird im Gewebedrucksignal eine untere und eine oberer Gewebedruck-Einhüllende bestimmt, indem jeweils die benachbarten Gewebedruck-Systolenmaxima oder Gewebedruck-Diastolenminima verbunden werden. Eine Gewebedruck-Pulskurve kann bspw. von einem Gewebedruck-Diastolenminimum zum folgenden Gewebedruck-Diastolenminimum erkannt werden. Dabei stellen die aufeinanderfolgenden Gewebedruck- Diastolenminima im Gewebedrucksignal jeweils enddiastolische Punkte (Zeit und Druck) dar. Im Folgenden wird als Gewebedruck-Pulskurve jeweils ein Ausschnitt aus dem Gewebedrucksignal betrachtet, der von einem enddiastolischen Punkt zum folgenden enddiastolischen Punkt verläuft bzw. dessen dazugehörige Wertepaare zwischen diesen Punkten liegen. Wenn als Gewebedruck-Pulskurve der Ausschnitt von einem enddiastolischen Punkt zum folgenden enddiastolischen Punkt betrachtet wird, liegt die Systole dazwischen, d.h. die Gewebedruck-Pulskurve steigt vom ersten enddiastolischen Punkt zur Systole an, wo die Gewebe- drucksignalwerte jeweils ein lokales Maximum erreichen und dann zum folgenden enddiastolischen Punkt abfallen. Der ansteigende und bis zum Aortenklappenschluss (gekennzeichnet durch eine Inzisur, i.e. dicrotic notch) abfallende Teil der Gewebedruck-Pulskurve wird als systolischer Abschnitt und der nach dem dicrotic notch weiter abfallende Teil als diastolischer Abschnitt bezeichnet.
Wie später im Detail beschrieben, wird auf das erfasste Gewebedrucksignal, welches entweder monoton oder stufenweise im Druckbereich ansteigt oder abfällt oder für eine bestimmte Zeit konstant gehalten wird, ein Filter angewendet, um den Klemmdruck zu ermitteln. Dieser Klemmdruck wird vom Gewebedrucksignal abgezogen, um die hohen Frequenzanteile aus dem Gewebedrucksignal für die weitere Verarbeitung heraus- zufiltern, so dass für die erfindungsgemäße Bestimmung der Blutdruckwerte nur der Wechselanteil des er- fassten Gewebedrucksignals zugrunde gelegt wird. Damit erhält man ein Signal, welches um einen Drucknullpunkt schwankt. Ein derartig aufbereitetes Signal ermöglicht eine normierte oder auch nichtnormierte Weiterverarbeitung. Insbesondere lassen sich daraus für verschiedene Gewebedruck-Pulskurven vergleichbare Parameter ermitteln, die eine zuverlässige Bestimmung der Blutdruckwerte ermöglichen.
Basierend auf den identifizierten einzelnen Gewebedruck-Pulskurven wird nun wenigstens ein Amplitudenparameter für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve bestimmt. Dieser Amplitudenparameter stellt einen Zusammenhang zwischen einem Gewebedruck-Diastolenminimum und einem Gewebedruck- Systolenmaximum einer Gewebedruck-Pulskurve dar. Der Amplitudenparameter kann dabei auch nur einen Teil zwischen einem Gewebedruck-Diastolenminimum und einem Gewebedruck-Systolenmaximum einer Gewebedruck-Pulskurve umfassen.
Weiter wird ein Flächenparameter für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve ermittelt, der auf eine von der Gewebedruck-Pulskurve eingeschlossene Fläche hinweist. Dies kann entweder eine Teilfläche der von der Gewebedruck-Pulskurve umschlossenen Fläche oder auch die vollständige von der Gewebedruck- Pulskurve eingeschlossene Fläche darstellen.
Basierend auf dem ermittelten Amplitudenparameter und dem Flächenparameter wird ein Pulsation-Power- Parameter ermittelt. Dieser Pulsation-Power-Parameter stellt einen charakteristischen Wert für eine Gewebedruck-Pulskurve dar.
Um den Pulsation-Power-Parameter zu erhalten, werden der Amplitudenparameter und der Flächenparameter miteinander verknüpft bzw. in Relation zueinander gesetzt. Ausgehend von dem Pulsation-Power-Parameter, der sich aus der Verknüpfüng des Amplitudenparameters und des Flächenparameters ergibt, wird eine Para- meterfünktion ermittelt, die einen Zusammenhang zwischen den bestimmten oder ermittelten Pulsation- Power-Parametern der jeweiligen identifizierten Gewebedruck-Pulskurven und den zugeordneten Klemmdrücken an der Druckmanschette bzw. den Messzeiten beschreibt. Anhand des Verlaufs der Parameterfunktion lassen sich charakteristische Werte der Parameterfunktion ermitteln, die erfindungsgemäß zur direkten bzw. indirekten Ermittlung eines Blutdruckwertes verwendet werden.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren lässt sich wenigstens ein systolischer, ein mittlerer und/oder ein dias- tolischer Blutdruckwert ermitteln.
Um das Gewebedrucksignal zu erfassen, wird die Druckmanschette mit einem Klemmdruck beaufschlagt, der über einen festgelegten Druckbereich von einem niedrigen Klemmdruck zu einem hohen Klemmdruck durchlaufen wird bzw. von einem hohen Klemmdruck zu einem niedrigen Klemmdruck.
Es ist auch möglich, das Gewebedrucksignal nur für einen bestimmten Bereich oder Ausschnitt des festgelegten Druckbereichs von einem niedrigen zu einem hohen bzw. von einem hohen zu einem niedrigen Klemmdruck zu ermitteln. Vorzugsweise ist der niedrige Klemmdruck geringer als der diastolische Blutdruckwert und der hohe Klemmdruck höher als der systolische Blutdruckwert. Da sowohl der diastolische als auch der systolische Blutdruckwert bei verschiedenen Patienten unterschiedlich ist, werden hier Erfahrungswerte für den als Anfangsdruck verwendeten niedrigen und den als Enddruck angewendeten hohen Klemmdruck verwendet. In einer besonderen Ausgestaltung wird mittels eines ersten Messverfahrens der Druckbereich schnell durchlau- fen. Dadurch erhält man schnell einen vorläufigen systolischen und/oder diastolischen Blutdruckwert. Mit dem oder den so vorläufigen ermittelten Blutdruckwerten lässt sich der dazugehörige diastolische oder systolische Blutdruckwert ermitteln, so dass der zu durchlaufende Druckbereich schnell mit den dazugehörigen Anfangs- und Endwerten des Klemmdrucks bestimmt werden kann. In einer nachfolgenden zweiten Messung kann dann der für den Patienten definierte Druckbereich langsam durchfahren werden, um die exakten Messungen anhand des erfassten Gewebedrucksignals durchzuführen. Beim Durchlaufen des Druckbereichs von einem hohen Klemmdruck zu einem niedrigen Klemmdruck, sind Endwert und Anfangswert vertauscht.
In einer besonderen Ausgestaltung werden die ermittelten Amplitudenparameter der Gewebedruck- Pulskurven mit den dazugehörigen Flächenparametern multipliziert, um den jeweiligen Pulsation-Power- Parameter zu erhalten.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann für jede Gewebedruck-Pulskurve der Pulsation-Power- Parameter bestimmt werden, indem entweder der Flächenparameter oder der Amplitudenparameter bzw. beide mit einer bevorzugten Potenz belegt werden. Hier hat es sich als besonders vorteilhaft herausgestellt, den Amplitudenparameter dreifach zu potenzieren. Es können aber auch Potenzen im Bereich von -5 ... 5 gewählt werden.
In einer weiteren besonderen Ausgestaltung der Erfindung wird vorgeschlagen, dass als Flächenparameter nur eine Teilfläche verwendet wird, die von der Gewebedruck-Pulskurve eingeschlossen wird. Beobachtun- gen aus den Formveränderungen der Gewebedruck-Pulskurven zeigen, dass bei Durchschreiten des systolischen Druckes die Amplitude und die absolute Fläche der jeweiligen Gewebedruck-Pulskurve abnimmt und sich insbesondere die Form des oberen 1/2 bis 1/10 Teils der Pulskurve von rund zu spitz verändert und dass das Gewebedruck-Systolenmaximum sich von spät- nach frühsystolisch verschieben kann. Diese Verände- rungen betreffen den oberen systolischen Teil der Gewebedruck-Pulskurve. Es werden daher systolische Teilflächen definiert, welche besonders sensitiv auf das Durchschreiten des systolischen Drucks sind.
In einer bevorzugten Ausgestaltung wird eine systolische obere Teilfläche basierend auf einem vorbestimm- ten prozentualen Amplitudenwert ermittelt, bei dem eine vorzugsweise horizontal verlaufende Gerade, die die (auch begradigte, um die Klemmdrucksteigung korrigierte) Gewebedruck-Pulskurve schneidet und eine untere Begrenzung der zu ermittelnden Teilfläche bildet, wobei die die Systole charakterisierende Teilfläche dann zwischen der Geraden und dem Gewebedruck-Pulskurvenverlauf liegt. In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird dann jedem Pulsation-Power-Parameter eine Messzeit oder ein Klemmdruck zugeordnet, die der jeweiligen Gewebedruck-Pulskurve zugeordnet sind. Diese Zuordnung wird im Folgenden als Parameterfunktion bezeichnet. D.h. die Parameterfunktion bildet den Pulsation-Power-Parameter über der Messzeit oder dem Klemmdruck ab. Weiter ist es vorteilhaft, die ermittelte Parameterfunktion einem Glättungsverfahren zu unterziehen oder auf die ermittelten Pulsation-Power-Parameter einen Kurvenfit anzuwenden, um einen verarbeitbaren Kurvenverlauf zu erhalten. Hier kann beispielsweise eine Cauchy-Lorentz Glockenkurve angewendet werden.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung ist es möglich, mittels der ermittelten Parameterfunktion einen ersten systolischen Blutdruckwert zu ermitteln. Dazu wird einerseits das Maximum der Parameterfunktion bestimmt. Weiter wird ein erster Parameterfunktionswert bestimmt, der bei einem Druckverlauf von einem niedrigen zu einem hohen Klemmdruck dem Maximum der Parameterfunktion nachfolgt und einen bezüglich des Maximums um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfunktionswert aufweist. Zu dem maximalen Parameterfünktionswert bzw. dem ersten Parameterfünktionswert wird jeweils die dazugehörige erste Messzeit bzw. der dazugehörige erste Klemmdruck ermittelt.
Wenn der Druckverlauf von einem hohen Klemmdruck zu einem niedrigen Klemmdruck durchfahren wird, wird als erster Parameterfünktionswert ein dem Maximum vorausgehender Parameterfünktionswert ermittelt, der ebenso um einen vorbestimmten Anteil bezüglich des Maximums verringert ist. Auch hier wird die da- zugehörige erste Messzeit bzw. der erste Klemmdruck ermittelt.
Mittels der so erfassten ersten Messzeit bzw. des ersten Klemmdrucks wird ein entsprechender erster Blutdruckwert aus dem Gewebedrucksignal bestimmt. Hier wird bevorzugt die obere Einhüllende des Gewebedrucksignals verwendet, um den ersten systolischen Blutdruckwert bei der ersten Messzeit bzw. dem ersten Klemmdruck aus dem Gewebedrucksignal zu bestimmen.
Mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es ebenso möglich, einen ersten mittleren Blutdruckwert zu bestimmen, indem die erzeugte Parameterfünktion verwendet wird. Auch hier wird wieder das Maximum der Parameterfünktion ermittelt. Bei einem Druckverlauf von einem niedrigen zu einem hohen Klemmdruck wird ein dem Maximum vorausgehender zweiter Parameterfünktionswert ermittelt, der bezüglich des Maximums einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten zweiten Parameterfünktionswert aufweist. Weiter wird die dazugehörige zweite Messzeit oder der dazugehörige zweite Klemmdruck ermittelt. Wenn der Druck von einem hohen zu einem niedrigen Klemmdruck durchlaufen wird, wird ein dem Maximum nach- folgender zweiter Parameterfunktionswert ermittelt, der bezüglich des Maximums einen um eine vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfunktionswert aufweist und es wird die dazugehörige zweite Messzeit und/oder der dazugehörige zweite Klemmdruck ermittelt. Basierend auf der so ermittelten zweiten Messzeit bzw. dem zweiten Klemmdruck wird ein korrespondierender zweiter Druckwert aus dem Gewebedrucksignal bestimmt bzw. abgelesen. Hier wird vorzugsweise der Klemmdruck im Gewebedrucksignal verwendet, um daraus den korrespondierenden ersten mittleren Blutdruckwert zu bestimmen. Mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens ist es auch möglich, die erzeugte Parameterfunktion zur Ermittlung eines ersten diastolischen Blutdruckwertes einzusetzen. Auch hier wird das Maximum der Parameterfunktion ermittelt. Bei einem Druckverlauf von einem niedrigen zu einem hohen Klemmdruck wird ein dem Maximum vorausgehender dritter Parameterfunktionswert ermittelt, der bezüglich des Maximums einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfunktionswert aufweist und es wird die dazugehörige dritte Messzeit bzw. der dazugehörige dritte Klemmdruck ermittelt.
Wenn der Druckverlauf von einem hohen zu einem niedrigen Klemmdruck verläuft, wird ein dem Maximum nachfolgender dritter Parameterfunktionswert aus der Parameterfunktion ermittelt, der bezüglich des Maximums einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfunktionswert aufweist und die dazuge- hörige dritte Messzeit oder der dazugehörige dritte Klemmdruck.
Basierend auf der so ermittelten dritten Messzeit bzw. dem so ermittelten dritten Klemmdruck wird der korrespondierende Druckwert aus dem Gewebedrucksignal bzw. einem davon abhängigen Signal bestimmt. Der so ermittelte Druckwert entspricht dabei dem ersten diastolischen Blutdruckwert. Vorzugsweise wird der erste diastolische Blutdruckwert aus einer unteren Einhüllenden des Gewebedrucksignals bestimmt.
Basierend auf den mittels der Parameterfunktion ermittelten ersten systolischen und ersten mittleren Blutdruckwerten ist es möglich, eine Schätzformel zur Ermittlung eines zweiten diastolischen Blutdruckwerts zu verwenden. Dazu werden der erste mittlere Blutdruckwert und eine Differenz aus dem ersten mittleren Blut- druckwert und dem ersten systolischen Blutdruckwert mit aus invasiven Blutdruckmessungen abgeleiteten Koeffizienten multipliziert, deren Differenz gebildet und eine aus invasiven Blutdruckmessungen abgeleitete Korrekturkonstante abgezogen.
Ebenso ist es möglich, anhand einer anderen aus invasiven Blutdruckmessungen ermittelten Schätzformel einen zweiten mittleren Blutdruckwert aus dem ersten systolischen und dem ersten diastolischen Blutdruckwert zu bestimmen. Dazu werden der erste diastolische Blutdruckwert und die Differenz aus dem ersten systolischen Blutdruckwert und dem ersten diastolischen Blutdruckwert mit aus invasiven Blutdruckmessungen abgeleiteten Koeffizienten multipliziert. Es wird eine zweite aus invasiven Blutdruckmessungen abgeleitete Korrekturkonstante verwendet, um somit einen entsprechend zweiten mittleren Blutdruckwert zu erhalten.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist es daher möglich, den mittels der Parameterfunktion ermittelten ersten mittleren Blutdruckwert und den mittels der Schätzformel ermittelten zweiten mittleren Blutdruckwert miteinander zu verknüpfen, vorzugsweise zu wichten und zu mittein, um somit einen dritten gemittelten mittleren Blutdruckwert zu erhalten. Auf diese Art und Weise wird sowohl ein direkt gemessener erster mittlerer Blutdruckwert als auch ein vom ersten diastolischen bzw. ersten systolischen Blutdruckwert abgeleiteter zweiter mittlerer Blutdruckwert ermittelt, die dann miteinander so verknüpft werden, dass ein belastbarerer dritter mittlerer Blutdruckwert erhalten werden kann.
Ähnlich können der anhand der Parameterfunktion ermittelte erste diastolische Blutdruckwert und der zweite diastolische Blutdruckwert, der mittels der Schätzformel aus dem ersten mittleren bzw. ersten systolischen Blutdruckwert ermittelt wurde, gewichtet werden, um somit einen gemittelten dritten diastolischen Blutdruckwert zu erhalten.
Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es mittels der identifizierten Gewebedruck- Pulskurven im Gewebedrucksignal möglich, einen zweiten systolischen Blutdruckwert aus einem Gewebedrucksignal zu erhalten, indem für eine Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven jeweils ein Breitenparameter bezüglich der Gewebedruck-Pulskurve ermittelt wird. Dieser Breitenparameter charakterisiert eine Systolen- formveränderung der Gewebedruck-Pulskurven während des Systolendurchgangs, insbesondere bezgl. des Maximums bzw. der Spitze in der Systole der Gewebedruck-Pulskurve. Basierend auf der Veränderung der Systolenform kann der systolische Blutdruckwert ermittelt werden. Dazu wird der Breitenparameter, basierend auf einem enddiastolischen Punkt einer vorhergehenden Gewebedruck-Pulskurve und einem Maximum der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve ermittelt. Alternativ ist es möglich, den Breitenparameter, basierend auf dem maximalen Anstieg der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve und dem Maximum der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve zu ermitteln. Dieser Breitenparameter wird für mehrere, vorzugsweise aufeinanderfolgende, Gewebedruck-Pulskurven bestimmt, wobei die dazugehörigen Messzeiten oder Klemmdrücke erfasst werden. Weiter wird bestimmt, zu welcher Messzeit bzw. zu welchem Klemmdruck der Breitenparameter eine maximale Änderung aufweist. Der Zeitpunkt, an dem der Breitenparameter eine maximale Änderung über mehrere Gewebedruck-Pulskurven aufweist, ist der Zeitpunkt, an dem der zweite systolische Blutdruckwert aus dem Gewebedrucksignal bzw. aus einem davon abhängigen Signal, vorzugsweise dem Klemmdruck, bestimmt wird. Das heißt, zu der Messzeit oder dem Klemmdruck, bei dem sich dieser Breitenparameter am stärksten ändert, lässt sich der zweite systolische Blutdruckwert am Gewebedrucksignal vorzugsweise am Klemmdruck des Gewebedrucksignals ableiten.
In einer bevorzugten Variante zur Bestimmung eines zweiten systolischen Blutdruckwertes aus einem Gewebedrucksignal wird die obere Teilfläche in eine bei Klemmdruckanstieg zeitlich vor einem Gewebedruck- Systolenmaximum der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve befindliche obere Teilfläche und eine zeitlich nach einem Gewebedruck-Systolenmaximum der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve befindliche obere Teilfläche unterteilt. Dazu werden die Teilflächen als Dreiecke ausgebildet. Zur Bildung dieser beiden Dreiecke wird die Gewebedruck-Pulskurve durch eine untere vorzugsweise horizontal verlaufende Gerade begrenzt, die die Gewebedruck-Pulskurve schneidet, wobei die Gewebedruck-Pulskurve begradigt ist, in dem die Klemmdrucksteigung herausgefiltert wird. Weiter wird eine gemeinsame Gerade als Vertikale durch das Gewebedruck-Systolenmaximum der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve gelegt und jeweils eine Verbindungsgerade zwischen dem Schnittpunkt der horizontalen unteren Gerade mit der Gewebedruck-Pulskurve und dem Gewebedruck-Systolenmaximum der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve gelegt. Somit erhält man die zwei Dreiecke für die Bestimmung der Teilflächen. Dieses Verfahren kann unabhängig von dem oben beschriebenen Verfahren mit der Parameterfunktion durchgeführt werden. Es kann jedoch auch mit dem oben beschriebenen Verfahren kombiniert werden, indem der zweite systolische Blutdruckwert ermittelt wird, der basierend auf der zeitlichen Verschiebung des Gewebedruck-Systolenmaximums innerhalb der Systole der Gewebedruck-Pulskurven in einer Folge von aufeinander folgenden Gewebedruck-Pulskurven ermittelt wird. Aus den beiden verschieden ermittelten ersten und zweiten systolischen Blutdruckwerten lässt sich wiederum ein gewichtet gemittelter dritter systolischer Blutdruckwert ableiten.
Zur Ermittlung des zweiten systolischen Blutdruckwertes basierend auf der zeitlichen Verschiebung des Ge- webedruck-Systolenmaximums innerhalb der Systole der Gewebedruck-Pulskurven wird ein gleitender Mittelwert des Breitenparameters über eine vorbestimmte Anzahl von Gewebedruck-Pulskurven ermittelt. Dann wird eine Differenz aus dem gleitenden Mittelwert des Breitenparameters und dem einzelnen Breitenparameter für jede Gewebedruck-Pulskurve ermittelt. Basierend auf diesen Differenzen wird eine Standardabweichungsfunktion für die einzelnen Gewebedruck-Pulskurven erzeugt und innerhalb dieser Standardabwei- chungsf nktion wird die Mitte der Halbwertsbreite einer sich ausbildenden Glockenform der Standardabweichungsfunktion ermittelt, an der der zweite systolische Blutdruckwert an der Mitte der Halbwertsbreite ablesbar ist.
Bei Verwendung des Flächenverhältnisses der beiden Teilflächen wird ein gleitender Mittelwert des Flä- chenverhältnisses der beiden Teilflächen über eine vorbestimmte Anzahl von Gewebedruck-Pulskurven ermittelt. Dann wird eine Differenz aus dem gleitenden Mittelwert des Flächenverhältnisses der beiden Teilflächen und dem einzelnen Flächenverhältnis der beiden Teilflächen für jede Gewebedruck-Pulskurve ermittelt. Basierend auf diesen Differenzen wird eine Standardabweichungsfunktion für die einzelnen Gewebedruck- Pulskurven erzeugt und innerhalb dieser Standardabweichungsfunktion wird die Mitte der Halbwertsbreite einer sich ausbildenden Glockenform der Standardabweichungsfunktion ermittelt, an der der zweite systolische Blutdruckwert an der Mitte der Halbwertsbreite ablesbar ist.
In einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen eines vierten mittleren Blutdruckwertes aus einem Gewebedrucksignal angegeben. Auch hier werden mehre- re einzelne Gewebedruck-Pulskurven im Gewebedrucksignal identifiziert. Die Gewebedruck-Pulskurven umschließen zusammen mit begrenzenden Funktionen jeweils eine Fläche. Für aufeinanderfolgende Gewebedruck-Pulskurven wird jeweils eine Fläche bis zur darauffolgenden Gewebedruck-Pulskurve berechnet. Die berechnete Fläche wird in zwei Teilflächen unterteilt, insbesondere in eine die Systolenfläche enthaltende Teilfläche und eine diastolische Teilfläche, wobei die die Systolenfläche enthaltende Teilfläche unterhalb der Gewebedruck-Pulskurve liegt und die diastolische Teilfläche oberhalb des Gewebedruck- Diastolenminimums der Gewebedruck-Pulskurve liegt. Basierend auf einer Änderung des Flächenverhältnisses der systolischen Teilfläche und der diastolischen Teilfläche von aufeinander folgenden Gewebedruck- Pulskurven lässt sich der vierte mittlere Blutdruckwert aus einem korrespondierenden Gewebedrucksignal vorzugsweise dem Klemmdruck bestimmen.
Auch hier ist es vorzugsweise möglich, das Verfahren zur Bestimmung des vierten mittleren Blutdruckwertes, basierend auf dem Flächenverhältnis, mit dem dritten mittleren Blutdruckwert zu verknüpfen. Der dritte mittlere Blutdruckwert kann somit mit dem vierten mittleren Blutdruckwert gewichtet und gemittelt werden und es kann somit ein fünfter gewichteter mittlerer Blutdruckwert ermittelt werden.
Bei dem zuvor beschriebenen Verfahren zum Identifizieren von Gewebedruck-Pulskurven ist es vorteilhaft den Klemmdruckanteil vom Gewebedrucksignal abzuziehen oder herauszufiltern, um somit den Wechselanteil aus dem Gewebedrucksignal zu erhalten und das Gewebedrucksignal somit zu einem horizontal laufenden Signalverlauf umzuformen. Dadurch ist eine bessere Vergleichbarkeit der Gewebedruck-Pulskurven gegeben und die einzelnen Parameter lassen sich besser analysieren. Beim Schritt des Identifizierens von Gewebedruck-Pulskurven werden wenigstens zwei aufeinanderfolgende Gewebedruck-Pulskurven identifiziert. Um die Zuverlässigkeit bezüglich der Blutdruckwerte zu erhöhen, kann die Anzahl der identifizierten und analysierten Gewebedruck-Pulskurven erhöht werden.
Vorzugsweise wird der Druckbereich während des Messens mit einer vorgegebenen Druckänderungsrate durchfahren. Der Druckbereich kann dabei vorzugsweise während der Messung bestimmt werden. Die Druckänderungsrate kann jedoch auch zeitlich angepasst werden, so dass beispielsweise anfanglich mit einer schnellen Druckänderungsrate gemessen wird und nachfolgend mit einer langsamen Druckänderungsrate.
Die Aufgabe wird auch mittels einer Messvorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung von Blutdruckwerten gelöst, bei dem mittels einer Druckmanschette an einem Individuum ein Gewebedrucksignal erfasst wird, wobei die Messvorrichtung wenigstens eine Steuereinheit umfasst, die die oben beschriebenen Verfahren zur Ermittlung des systolischen, mittleren und/oder diastolischen Blutdruckwertes durchführt.
Vorzugsweise wird eine Druckmanschette zur Aufnahme des Gewebedrucksignals verwendet, bei der ein Drucksensor in der Druckmanschette angeordnet ist und hydraulisch an das Gewebe gekoppelt ist.
Weiter wird die Aufgabe durch ein System zur nicht-invasiven Blutdruckbestimmung gelöst, welches eine Druckmanschette mit wenigstens einem Drucksensor umfasst, der zur Erfassung des Gewebedrucksignals an einem Individuum vorgesehen ist, wobei das System eine Messvorrichtung, wie oben beschrieben, aufweist, um wenigstens einen Blutdruckwert aus dem erfassten Gewebedrucksignal zu bestimmen. Vorzugsweise kann das System eine Anzeigeeinheit zur Darstellung des erfassten Gewebedrucksignals und der identifizierten Gewebedruck-Pulskurven aufweisen.
In einer weiteren Ausgestaltung kann die Messvorrichtung eine Steuereinheit aufweisen, die dazu vorgese- hen ist, einen Druckgeber so zu steuern, dass an der Druckmanschette über einen während der Messung bestimmten Druckbereich ein Druck dynamisch auf- und/oder abgebaut wird.
Besonders vorteilhafte Messergebnisse können erhalten werden, wenn als Druckmanschette ein Schalenwickelcuff verwendet wird, der eine innere knickbeständige Schale aufweist, die die Extremität während der Messung hermetisch umschließt und der hydraulisch an das Gewebe gekoppelt ist. In dem Schalenwickelcuff werden hydraulisch angekoppelte transkutane Gewebedruck-Pulskurven mit einem in/an der Druckmanschette sitzenden Druckaufnehmer erfasst. Bei den herkömmlichen Druckmanschetten ist kein Drucksensor in der luftgefüllten Manschette angeordnet. Der Druck wird über eine Luftleitung an ein Messgerät übertra- gen und dort gemessen. Durch die Übertragung basierend auf Luft, werden viele Informationen des Gewebedrucksignals weggedämpft und lassen sich somit nicht mehr für eine Auswertung heranziehen. D.h. für eine hochqualitative Messung ist es empfehlenswert, das Gewebedrucksignal möglichst hochaufgelöst zu erfassen.
Vorteilhaft ist die Anordnung eines Drucksensors in der Druckmanschette auf der Haut, ohne das dämpfende Elemente, z.B. Luftkissen, dazwischen liegen (hydraulische Ankopplung). Schutzfolien oder, aus Verträglichkeitsgründen, spezielle Stoffe zwischen Haut und Sensor sind möglich, da sie die Übertragung der Gewebedruck-Pulskurve nur minimal dämpfen. Alternativ oder zusätzlich ist es für die Signalaufnahme vorteil- haft, wenn der Sensor von einem festen und/oder steifen Element auf die Haut gepresst wird. Weiter vorteilhaft ist es, wenn die Aufnahme der Gewebedruck-Pulskurve bzw. die Erfassung des Gewebedrucksignals möglichst direkt hydraulisch erfolgt, ohne dass dämpfende Medien zur Übertragung verwendet werden.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren oder der Kombination der verschiedenen Verfahren lassen sich auch bei stark hypotonen und hypertonen Kreislaufzuständen, bei intermittierenden Arrhythmien, auch an Körperteilen mit hohen, die Signalübertragung stark dämpfenden Gewebeanteilen (z.B. Körperfett) und bei enthaltenen bzw. umschlossenen Arterien mit hoher Steifigkeit nicht-invasiv Blutdruckwerte ermitteln.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Figuren näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine grafische Darstellung eines Gewebedrucksignals, daraus abgeleiteter Signale und des Aktuator- drucks;
Fig. 2A, 2B, 2C jeweils eine Gewebedruck-Pulskurve und Parameter gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung;
Fig. 3 A eine aus Amplitudenparameter und Flächenparameter erstellte Parameterkurve gemäß Fig. 2A-2C über der Zeit und daraus abgeleitete Blutdruckwerte;
Fig. 3B eine aus Amplitudenparameter und Flächenparameter erstellte Parameterkurve gemäß Fig. 2A-2C über dem Klemmdruck und daraus abgeleitete Blutdruckwerte;
Fig. 3C ein Flussablaufdiagramm zur Durchführung des Verfahrens nach dem ersten Ausführungsbeispiel; Fig. 4A, 4B jeweils eine Korrelation zwischen per Schätzformel ermittelten Blutdruckwerten zu invasiv er- mitte lten Blutdruckwerten;
Fig. 5A, 5B und 5C jeweils eine Korrelation zwischen nicht-invasiv ermittelten Blutdruckwerten zu invasiv ermittelten Blutdruckwerten.
Fig. 6 A Gewebedruck-Pulskurven zur Ermittlung der Systolenform Veränderung der Gewebedruck- Pulskurven während des Systolendurchgangs gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel;
Fig. 6B eine grafische Darstellung zur Bestimmung des systolischen Blutdruckwertes basierend auf der Veränderung des Dreiecks-Flächenverhältnisses gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel;
Fig. 6C ein Flussablaufdiagramm zur Durchführung des Verfahrens nach dem zweiten Ausführungsbeispiel; Fig. 6D Gewebedruck-Pulskurven zur Ermittlung der Systolenform Veränderung der Gewebedruck- Pulskurven während des Systolendurchgangs gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel;
Fig. 6E einen vergrößerten Ausschnitt von Gewebedruck-Pulskurven zur Ermittlung von Parametern für das dritte Ausführungsbeispiel;
Fig. 6F eine grafische Darstellung zur Bestimmung des systolischen Blutdruckwertes, basierend auf der Veränderung des Breitenparameters gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel; Fig. 6G ein Flussablaufdiagramm zur Durchführung des Verfahrens nach dem dritten Ausführungsbeispiel; Fig. 7A, 7B und 7C Gewebedruck-Pulskurven mit verschiedenen Teilflächen gemäß dem vierten Ausführungsbeispiel;
Fig. 7D eine grafische Darstellung zur Ermittlung des mittleren Blutdruckwertes basierend auf der Änderung des Teilflächenverhältnisses gemäß dem vierten Ausführungsbeispiel;
Fig. 7E ein Flussablaufdiagramm zur Durchführung des Verfahrens nach dem vierten Ausführungsbeispiel; Fig. 8A jeweils eine Gewebedruck-Pulskurve und Parameter gemäß einem alternativen Ausführungsbeispiel der Erfindung, welches auf dem ersten Ausführungsbeispiel basiert;
Fig. 8B eine aus Amplitudenparameter und Flächenparameter gemäß Fig. 8A erstellte Parameterkurve über der Zeit und daraus abgeleitete Blutdruckwerte;
Fig. 8C, 8D, 8E jeweils eine Regressionsanalyse zwischen nicht-invasiv ermittelten Blutdruckwerten und simultan invasiv ermittelten Blutdruckwerten;
Fig. 9A und 9B Schnittdarstellungen von einer Schalen-Druckmanschette;
Fig. 10 zeigt den Aufbau eines Systems zur nicht-invasiven Blutdruckbestimmung.
Fig. 11 Übersicht über die Kombination von verschieden ermittelten Blutdruckwerten
Im Folgenden wird anhand der Fig. 1, 2A - 2C und 3A - 3C das erste Ausführungsbeispiel zur nichtinvasiven Bestimmung von Blutdruckwerten beschrieben. In Fig. 1 ist das Gewebedrucksignal TP über der Zeit t dargestellt. Der an die Druckmanschette angelegte Aktuatordruck Pact ist in Fig. 1 dargestellt und zeigt den von einer Messvorrichtung abgegebenen Aktuator- druck Pact an. Dieser steigt von einem niedrigen Wert um 0 mmHg auf 210 mmHg an (Sl 10).
Der Gewebedruckbereich wird typischerweise über einen hinreichend großen Bereich von einem niedrigen Klemmdruck TPcl = 0 - 20 mmHg bis zu einem hohen Klemmdruck TPcl durchlaufen, wobei der hohe Klemmdruck TPcl sicher über einem Erfahrungswert oder einem online berechneten systolischen Blutdruckwert SAPlni, SAP2ni bzw. SAP2ni* und/oder SAPni liegt.
Das nicht-invasiv gemessene Gewebedrucksignal TP enthält eine Sequenz von hoch aufgelösten Gewebe- druck-Pulskurven PKi. Der Klemmdruck TPcl, der innerhalb der Kurve des Gewebedrucksignals TP liegt, wird durch eine Tiefpassfilterung des Gewebedrucksignals TP ermittelt.
Der Druckbereich kann dabei sowohl von einem niedrigen zu einem hohen Klemmdruck TPcl durchlaufen werden oder umgekehrt (Sl 10). Das resultierende Gewebedrucksignal TP, welches vom Drucksensor gemes- sen (S120) wird, ist in Fig. 1 dargestellt und zeigt Gewebedruck-Pulskurven PKi mit sich verändernder Amplitude. Neben dem Gewebedrucksignal TP ist der Klemmdruck TPcl dargestellt, der analog zum Gewebedrucksignal TP mit ansteigt. Die Fig. 1 zeigt weiter den aus diesem Gewebedrucksignal TP ermittelten zweifachen Wechselanteil TPac. Anhand dieses Wechselanteils TPac, der durch Filterung erhalten wird (S 130), lassen sich die Gewebedruck-Pulskurven PKi besser analysieren und es wird eine bessere Vergleich- barkeit der aus den Gewebedruck-Pulskurven PKi ermittelten Parameter ermöglicht. Vorzugsweise wird der Wechselanteil TPac durch Abziehen des Klemmdrucks TPcl vom Gewebedrucksignal TP erzeugt. Wie in Fig. 1 dargestellt, wird bei einem ansteigenden Klemmdruck TPcl ein verwertbares Gewebedrucksignal TP ab ca. 30 mmHg erhalten, welches bis weit über den systolischen Blutdruckwert hinaus messbar ist. Innerhalb dieses Bereiches werden die Gewebedruck-Pulskurven PKi identifiziert (S140). Darüber hinaus wird in Fig. 1 eine aus den Gewebedruck-Systolenmaxima TPsys gebildete obere Einhüllende TPsys-curve des Gewebedrucksignal TP dargestellt. Ebenso ist eine aus den Gewebedruck-Diastolenminima TPdia gebildete untere Einhüllende TPdia-curve des Gewebedrucksignal TP dargestellt.
In Fig. 2A ist eine identifizierte Gewebedruck-Pulskurve PKi im Detail dargestellt. Die Gewebedruck- Pulskurve PKi beginnt bei einem end-diastolischen Punkt, vorzugsweise beim lokalen Minimum der Gewe- bedruck-Pulskurve PKi, dem Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia, und steigt steil an zu einem Maximum, welches beim Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys erreicht wird. Die steigende Flanke beginnend vom end-diastolischen Punkt zum Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys und die fallende Flanke des Gewebedrucksignals TP vom Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys zum nächsten end-diastolischen Punkt schließt die Gewebedruck-Pulskurve PKi ein. Das heißt, eine Gewebedruck-Pulskurve PKi verläuft zwischen einem Startzeitpunkt t.start bis zu einem Stopzeitpunkt t.stop. Der Druckbereich, der hierbei durchlaufen wird, liegt zwischen dem Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia und dem Gewebedruck- Systolenmaximum TPsys. Die Fläche unterhalb der Gewebedruck-Pulskurve PKi wird als Flächenparameter TPA bezeichnet und wird unterhalb der Gewebedruck-Pulskurve durch eine Gerade begrenzt, die ausgehend vom end-diastolischen Punkt von Startzeitpunkt t.start bis Stopzeitpunkt t.stop verläuft. Vorzugsweise ver- läuft die Gerade horizontal. Bei einem Gewebedrucksignal TP bzw. Wechselanteil TPac daraus kann die Gerade zur Begrenzung der Fläche unterhalb der Gewebedruck-Pulskurve PKi auch schräg verlaufen.
In Fig. 2B ist, analog zur Fig. 2A, auch eine Gewebedruck-Pulskurve PKi dargestellt. Hier ist ein prozentualer Amplitudenwert x % (TPP) dargestellt, der vom Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia zu dem prozen- tualen Wert des Gewebedruck-Systolenmaximums TPsys reicht. Mit TPP ist die vollständige Amplitude vom Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia zum Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys gekennzeichnet. Die oberhalb dieses prozentualen Amplitudenwertes x % (TPP) liegende Teilfläche TPA.top kann als Flächenparameter TPA im ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung verwendet werden. Dieser prozentuale Amplitudenwert x % (TPP) und der Flächenparameter TPA werden anhand der identifizierten Gewebedruck- Pulskurven PKi und der dazugehörigen Wertepaare ermittelt (S150).
In Fig. 2C ist eine Alternative zur Berechnung der Teilfläche TPA.top unterhalb der Gewebedruck-Pulskurve PKi dargestellt. Alternativ zum Verfahren zur Ermittlung des Amplitudenparameters TPP und Flächenparameters TPA gemäß Fig. 2A oder 2B, wird hier der maximale Anstieg dTP/dtmax bzw. der Zeitpunkt des maximalen Anstiegs t(dTP/dtmax) im Gewebedrucksignal TP innerhalb einer Gewebedruck-Pulskurve PKi bestimmt. Dieser Punkt wird zur Bestimmung der unteren Begrenzung der Teilfläche TPA.top verwendet. D.h. der Bereich, der von der Geraden am Punkt des maximalen Anstiegs dTP/dtmax und der Gewebedruck- Pulskurve PKi eingeschlossen wird, wird als Flächenparameter TPA bzw. als Teilfläche TPA.top zur Berechnung des ersten systolischen Blutdruckwertes SAPlni, des ersten mittleren Blutdruckwertes MAPlAni und des ersten diastolischen Blutdruckwertes DAPlAni verwendet.
Ein Vergleich der ermittelten Blutdruckwerte basierend auf den Verfahren gemäß Fig.2A, Fig. 2B oder Fig. 2C zeigt, dass die Verwendung der Teilfläche TPA.top gemäß Fig. 2B oder 2C i.d.R. genauere Blutdruck- werte ergibt, wobei die Verwendung des Verfahrens zur Ermittlung des Amplitudenparameters TPP und der Teilfläche TPA.top gemäß Fig. 2B i.d.R. die zuverlässigsten Blutdruckwerte ergibt.
Um zu den Druckwerten des Gewebedrucksignals TP in mmHg über der Zeit zu gelangen, wird das Gewe- bedrucksignal TP von einem Drucksensor aufgenommen und hochaufgelöst in der Messvorrichtung gespeichert und verarbeitet, wobei ein Gewebedrucksignalwert zu jeder Messzeit t oder Klemmdruck TPcl entsprechend der eingestellten Auflösung erfasst wird, wobei diese Werte zusammen in einem Speicher der Messvorrichtung als Wertepaare gespeichert werden. Um das Verfahren gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel weiter zu beschreiben, wird auf Fig. 3A verwiesen. In Fig. 3A ist eine Parameterfünktion TPW-curve dargestellt, die aus dem Produkt des Amplitudenparameters TPP und des Flächenparameters TPA bzw. der Teilfläche TPA.top oberhalb des prozentualen Amplitudenwertes x % (TPP) für jede Gewebedruck-Pulskurve PKi ermittelt wird (S170). Als besonders vorteilhaft für den prozentualen Amplitudenwert x % (TPP) für das erste Ausführungsbeispiel hat sich ein Bereich von 50-90% von TPP erwiesen, vorzugsweise 75% von TPP.
Basierend auf den für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve PKi ermittelten Amplituden- und Flächenparametern TPP und TPA bzw. der Teilfläche TPA.top wird nun ein Pulsation-Power-Parameter TPWP be- rechnet (S160), in dem der Amplitudenparameter TPP bzw. ein Anteil x % (TPP) davon mit dem Flächenparameter TPA bzw. der Teilfläche TPA.top verknüpft wird.
Dazu werden der Amplitudenparameter TPP bzw. ein Anteil x % (TPP) davon und der Flächenparameter TPA bzw. die Teilfläche TPA.top für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve PKi als Faktoren verwen- det, die mit je einem Exponenten zur Bildung eines Pulsation-Power-Parameters TPWP gewichtet werden. Der Pulsation-Power-Parameter TPWP wird in der einfachsten Form als Produkt aus Amplitudenparameter TPP und Flächenparameter TPA gebildet, vorzugsweise basierend auf der Formel:
TPWP = TPAexpl · TPPexp2
wobei exp 1 Φ 0, exp2 Φ 0
Alternativ kann der Pulsation-Power-Parameter TPWP auch nach der Formel berechnet werden:
TPWP = TPA.topexpl · TPPexp2 · (dTP/dtmax)exp3
mit expl Φ 0, exp2 0, exp3 Φ 0
Die in Fig. 3A und 3B dargestellte Parameterfunktion TPW-curve wird aus den ermittelten Werten für die Pulsation-Power-Parameter TPWP gebildet (S 170). Dazu wird jeder ermittelte Pulsation-Power-Parameter TPWP der entsprechenden Messzeit t bzw. dem entsprechenden aus dem Gewebedrucksignal TP abgeleite- ten Wert zugeordnet, die zu der identifizierten Gewebedruck-Pulskurve PKi gehören. D.h. jedem Wert eines Pulsation-Power-Parameters TPWP wird ein Zeit- oder Gewebedrucksignalwert der zugehörigen Gewebedruck-Pulskurve PKi zugeordnet, vorzugsweise wird als Zeit der Zeitpunkt des Gewebedruck- Systolenmaximums t(TPsys) zugeordnet, alternativ wird der Klemmdruck TPcl, das Gewebedruck- Systolenmaximum TPsys oder das Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia zugeordnet. Durch eine Tief- passfilterung der so gebildeten Parameterfunktion, bspw. mittels einer mehrstufigen und laufenden Mittelung über den Klemmdruck TPcl oder mittels mehrstufiger laufender Mittelung über jeweils z.B. 6 bis 10 Sekunden, wird eine geglättete Parameterfunktion TPW-curve erzeugt, wie sie in Fig. 3A und 3B dargestellt ist.
Die so erzeugte Parameterfunktion bzw. deren Wertepaare lassen sich analysieren und es können bestimmte Funktionswerte der Parameterfunktion ermittelt werden, die zur erfindungsgemäßen Bestimmung der Blutdruckwerte verwendet werden.
Die Parameterfunktion TPW-curve weist einen maximalen Parameterfunktionswert TPW-curve .max auf, welcher identifiziert wird (S180). Basierend auf empirischen Erfahrungswerten wird eine erste Messzeit t(ax) ermittelt, die zu einem ersten Parameterfunktionswert ax gehört, der einen vorbestimmten Anteil des maximalen Parameterfunktionswerts TPW-curve.max aufweist, (S 190). Basierend auf der ersten Messzeit t(ax) wird nun anhand der oberen Einhüllenden TPsys-curve des Gewebedrucksignals TP ein erster systolischer Blutdruckwert SAPlni ermittelt (S 191), in dem der zu der ersten Messzeit t(ax) gehörige Druckwert im Gewebedrucksignal TP bestimmt bzw. abgelesen wird. In Fig. 3A liegt die erste Messzeit t(ax) bei 56 s und bei einem ansteigenden Druckverlauf hinter dem Maximum, welches bei 53,5 s liegt. Basierend auf der ersten Messzeit t(ax) von 56 s wird das dazugehörige Gewebedrucksignal TP zur Ermittlung des ersten systolischen Blutdruckwertes SAPlni ermittelt, der im vorliegenden Fall bei TPsys-curve = 130 mmHg liegt.
Alternativ, siehe Fig 3A, wird zum Zeitpunkt des Auftretens des maximalen Parameterfunktionswertes t(TPW-curve.max) ein Druckwert TPcl@TPW-curve.max an der Ordinate in Fig. 3A zum Zeitpunkt ^TPW- curve. max) vom zugeordneten Klemmdruck TPcl des Gewebedrucksignals TP abgelesen. Basierend auf empirischen Erfahrungswerten wird ein spezifischer Faktor TPcl% auf TPcl@TPW-curve.max angewendet, um einen alternativen ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni* zu ermitteln.
In einer anderen Alternative, siehe Fig 3A, wird zum Zeitpunkt des Auftretens des maximalen Parameterfunktionswertes t(TPW-curve.max) ein Druckwert TPsys-curve@TPW-curve.max an der Ordinate in Fig. 3A entsprechend der oberen Einhüllenden des Gewebedrucksignals TP abgelesen (TPsys-curve ist in Fig 1 definiert). Basierend auf empirischen Erfahrungswerten wird ein spezifischer Faktor TPsys-curve% auf TPsys-curve@TPW-curve.max angewendet, um einen weiteren alternativen ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni** zu ermitteln.
Die Parameterfunktion kann auch zur Ermittlung eines ersten mittleren Blutdruckwertes MAPlAni verwen- det werden, in dem bei einem ansteigenden Druckverlauf ein zweiter Parameterfunktionswert bx der Parameterfunktion TPW-curve und die dazugehörige zweite Messzeit t(bx) ermittelt werden (S192). Die dazugehörige zweite Messzeit t(bx) liegt in Fig. 3A bei 43 s. Der dazugehörige erste mittlere Blutdruckwert MAPlAni wird basierend auf dem Klemmdruck TPcl ermittelt (S 193) und liegt im vorliegenden Fall bei ca. 96 mmHg. Analog zum ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni und ersten mittleren Blutdruckwert MAPlAni lässt sich auch der diastolische Blutdruckwert DAP 1 Ani basierend auf der Parameterfunktion TPW-curve ermitteln, indem ein um einen vorbestimmten Anteil verringerter dritter Parameterfunktionswert cx und die dazugehörige dritte Messzeit t(cx) ermittelt werden (S 194), die hier bei 36 s liegt. Basierend auf dieser dritten Messzeit t(cx) wird im Gewebedrucksignal TP und hier insbesondere bei der unteren Gewebedruck- Einhüllenden TPdia-curve der korrespondierende Druckwert von ca. 80 mmHg ermittelt bzw. abgelesen (S 195). In Fig. 3B ist das Gewebedrucksignal TP über dem Klemmdruck TPcl dargestellt und im unteren Bereich der Fig. 3B ein daraus ermittelter zweifacher Wechselanteil TPac. Analog zum Verfahren gemäß Fig. 3A wird basierend auf den identifizierten Gewebedruck-Pulskurven PKi und dem daraus ermittelten Amplitudenparameter TPP und Flächenparameter TPA zuerst der Pulsation-Power-Parameter TPWP für jede Gewebedruck-Pulskurve PKi ermittelt und aus den Pulsation-Power Parametern TPWP wird die Parameterkurve TPW-curve über dem Klemmdruck TPcl ermittelt, wie sie in Fig. 3B dargestellt ist.
Im Unterschied zu Fig. 3A ist die Parameterfunktion TPW-curve, die den Pulsation-Power-Parameter TPWP aus der Verknüpfung des Flächenparameters TPA und des Amplitudenparameters TPP darstellt, in Fig. 3B nicht über der Zeit t dargestellt, sondern in Abhängigkeit des Klemmdrucks TPcl. Die Verwendung des Klemmdrucks TPcl ist weniger anfällig für eine Drift oder Störungen in der unteren Einhüllenden bzw. Baseline (TPdia-curve), die z.B. durch Bewegungsartefakte, Muskelzittern oder Anspannung bei wachen Patienten oder Individuen hervorgerufen werden.
Ähnlich wie die Parameterfunktion gemäß Fig. 3A weist die Parameterfunktion TPW-curve in Fig. 3B ein Maximum auf, welches zur Ermittlung der Blutdruckwerte identifiziert wird (S180) und insbesondere der dazu gehörige Klemmdruck TPcl(TPW-curve.max). Abhängig von diesem Maximum wird jeweils ein erster, zweiter und/oder dritter Parameterfunktionswert ax, bx, cx ermittelt (S 190, S 192, S 194), der je nach Druckverlauf des Klemmdrucks TPcl vor oder hinter dem Maximum der Parameterkurve liegt. Zu jedem dieser Parameterfunktionswerte ax, bx, cx, die jeweils einen vorbestimmten Anteil vom maximalen Parameterfunktionswert TPW-curve.max aufweisen, wobei der vorbestimmte Anteil empirisch bzw. experimentell bestimmt wird, werden die dazugehörigen Klemmdrücke TPcl(ax), TPcl(bx) und TPcl(cx) ermittelt. Mittels dieser Klemmdruckwerte zu den drei Parameterfunktionswerten wird im Gewebedrucksignal TP oder einem davon abhängigen Signal (TPdia-curve, TPsys-curve, TPcl) ein korrespondierender Blutdruckwert ermittelt (S 191, S 193, S195).
Somit lässt sich ein erster systolischer Blutdruckwert SAPlni ermitteln, indem der erste Klemmdruck TPcl(ax) verwendet wird, um den dazu korrespondierenden Blutdruckwert mittels der oberen Einhüllenden TPsys-curve des Gewebedrucksignals TP zu ermitteln. Im vorliegenden Beispiel gemäß Fig. 3B wird bei einem Klemmdruck TPcl(ax) von 118 mmHg ein systolischer Blutdruckwert von 132 mmHg anhand der oberen Einhüllenden TPsys-curve als erster systolischer Blutdruckwert SAPlni ermittelt.
Analog zum Verfahren gemäß Fig. 3A lässt sich der erste mittlere Blutdruckwert MAPlAni zum zweiten Klemmdruck TPcl(bx) bei 92 mmHg am Klemmdruck TPcl des Gewebedrucksignals TP ermitteln und liegt im vorliegenden Beispiel bei 92 mmHg.
Der diastolische Blutdruckwert DAPlAni wird mit Hilfe des dritten Parameterfunktionswert cx ermittelt, dessen zugehöriger dritter Klemmdruck TPcl(cx) bei 76 mmHg liegt, wobei der korrespondierende diastolische Blutdruckwert DAPlAni ermittelt wird, indem die untere Einhüllende TPdia-curve des Gewebe- drucksignals TP verwendet wird, so dass sich ein diastolischer Blutdruckwert DAPlAni von ca. 73 mmHg ergibt.
Um auf die Werte für die ersten bis dritten Parameterfünktionswerte ax, bx und cx zu kommen, wird ein Kalibrierdatensatz aus jeweils gleicher Anzahl von simultanen invasiven und nicht-invasiven Blutdruckmessungen an einer ausreichenden Anzahl Individuen in unterschiedlichen Herz-/Kreislaufzuständen erstellt.
Eine Übersicht des Verfahrens gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel ist in Fig. 3C dargestellt. In den Fig. 4A und 4B sind geschätzte diastolische und mittlere Blutdruckwerte DAPest und MAPest dargestellt, die basierend auf invasiv ermittelten Blutdruckwerten mittels einer Schätzformel ermittelt wurden. Dabei sind in Fig. 4A die Schätzwerte als Punkteschar um die Regressionsgerade für den geschätzten diastolischen Blutdruckwert DAPest, die jeweils mittels der Schätzformel aus dem invasiv ermittelten mittleren Blutdruck MAPi und dem invasiv ermittelten systolischen Blutdruck SAPi ermittelt wurden, gegenüber den invasiv ermittelten diastolischen Blutdruck DAPi dargestellt.
Somit zeigt Fig. 4A eine Darstellung des Zusammenhangs zwischen den Schätzwerten des diastolischen Blutdruckwertes DAPest basierend auf invasiv erfassten systolischen und mittleren Blutdruckwerten SAPi und MAPi und den dazu passenden invasiv erfassten diastolischen Blutdruckwerten DAPi basierend auf einem Datensatz mit 480 Messungen an 80 Patienten. Zur Bestimmung des geschätzten diastolischen Blutdruckwertes DAPest wurde die folgende, mittels Regressions-Analyse von invasiv erfassten Blutdruckwerten bestimmte Gleichung angewandt:
DAPest = 0,87 · MAPi - 0,26 · (SAPi-MAPi) - 0,68 mmHg.
Die Koeffizienten (0,87 und 0,26) und die Korrekturkonstante (0,68 mmHg) wurden empirisch ermittelt, indem der systolische und mittlere Blutdruckwert SAPi und MAPi bei einer Reihe von Patienten mittels statistischer Auswertung eines möglichst großen, breit gestreuten Datensatzes invasiver-klinischer Blutdruckmessungen ermittelt wurde.
Somit wurde herausgefunden, dass sich der diastolische Blutdruckwert DAPest zuverlässig aus dem systolischen und dem mittleren Blutdruckwert ableiten bzw. schätzen lässt. Die Darstellung gemäß Fig. 4A zeigt somit, dass die geschätzten Werte für den diastolischen Blutdruckwert DAPest unwesentlich von den invasiv ermittelten Vergleichswerten für den diastolischen Blutdruckwert DAPi abweichen, wobei die Standardab- weichung SD der Differenzen DAPest - DAPi bei 2,2 mmHg liegt und der Korrelationskoeffizient r bei 0,97.
In Fig. 4B ist, analog zur Fig. 4A, die Bestimmung eines Schätzwertes für den mittleren Blutdruckwert MAPest dargestellt, basierend auf invasiv erfassten diastolischen und systolischen Blutdruckwerten DAPi und SAPi. Die hier zugrunde gelegte Gleichung ist:
MAPest = 1,052 · DAPi + 0,347 · (SAPi-DAPi) - 1,8 mmHg.
Wie in Fig. 4B zu erkennen ist, ist die Abschätzung noch genauer als die in Fig. 4A gezeigte, da der Korrela- tionskoeffizient r bei 0,99 liegt. Die Punkteschar der Schätzwerte für den mittleren Blutdruckwert MAPest liegt noch näher an der Regressionsgeraden als in Fig. 4A. Die Standardabweichung SD der Differenzen MAPest - MAPi liegt bei 1,45 mmHg.
In den Fig. 5A, 5B und 5C ist der Vergleich der simultanen invasiven arteriellen Messung und der nicht- invasiven Gewebedruckmessung jeweils als Strukturregressions-Diagramm für die Parameter systolischer, mittlerer bzw. diastolischer Blutdruckwert dargestellt.
In Fig. 5A sind die mittels des ersten Verfahrens aus Fig. 3C ermittelten Blutdruckwerte SAPlni basierend auf der Parameterfunktion gegenüber den jeweils simultan invasiv ermittelten Blutdruckwerten SAPi darge- stellt. Es ist deutlich erkennbar, dass die verschiedenen Messpunkte für die systolischen nicht-invasiv ermittelten Werte unwesentlich von den invasiv ermittelten Werten abweichen.
In Fig. 5B sind ebenfalls die mittels des ersten Verfahrens aus Fig. 3C ermittelten ersten mittleren Blutdruckwerte MAPlAni basierend auf der Parameterfunktion gegenüber den jeweils simultan invasiv ermittel- ten mittleren Blutdruckwerten MAPi dargestellt. Auch hier ist deutlich ersichtlich, dass die verschiedenen Messpunkte für die mittleren nicht-invasiv ermittelten Werte unwesentlich von den invasiv ermittelten Werten abweichen.
In Fig. 5C sind Werte für den geschätzten diastolischen Blutdruckwert DAPlBni gegenüber den jeweils si- multan invasiv ermittelten diastolischen Blutdruckwerten DAPi dargestellt. Die geschätzten diastolischen Blutdruckwerte DAPlBni werden aus den gemäß Fig. 3C ermittelten ersten systolischen Blutdruckwerten SAPlni und ersten mittleren Blutdruckwerten MAPlAni, basierend auf der Parameterfunktion ermittelt.
Als Schätzformel wird hier die folgende zugrunde gelegt:
DAPlBni = kl · MAPlAni - k2 · (SAPlni - MAPlAni) - k3 mmHg,
mit kl = (0,6 ... 1, 1), k2 = (0,15 ... 0,4) und k3 = (-5 ... 5).
Die Fig. 5C zeigt deutlich, dass die verschiedenen Messpunkte für die geschätzten diastolisch Blutdruckwerte DAPlBni unwesentlich von den invasiv ermittelten diastolischen Werten abweichen.
Ähnlich wie die Ermittlung des geschätzten diastolischen Blutdruckwert DAPlBni kann ein geschätzter zweiter mittlerer Blutdruckwert MAPlBni ermittelt werden. Dazu wird folgende Schätzformel angewendet: MAPlBni = k4 · DAPlAni + k5 · (SAPlni - DAPlAni) - k6 mmHg,
mit k4 = (0,8 ... 1,3), k5 = (0,25 ... 0,5), k6 = (-5 ... 5).
ni = nicht-invasiv; i =invasiv; n = 5 ni/i Messungen/Patient bei Hochrisiko-Chirurgie;
Interzept = y-Achsenabschnitt; r = Korrelations-Koeffizient; ax = %TPWmax nach TPWmax (bei ansteigendem Klemmdruck);
bx = %TPWmax vor TPWmax (bei ansteigendem Klemmdruck);
Mean = Mittelwert der Differenzen von nicht-invasiv und invasiv;
SD = Standardabweichung der Differenzen von nicht-invasiv und invasiv.
In den Fig. 6A, 6B und 6C ist ein bevorzugtes Verfahren zur Bestimmung des zweiten systolischen Blutdruckwertes SAP2ni dargestellt, das im Wesentlichen auf einer genauen Erkennung der Formveränderung von Systolen der Gewebedruck-Pulskurven PKi während des Systolendurchgangs beruht. Bei ansteigendem Klemmdruck TPcl beschreibt der Systolendurchgang den Verschluss der von der Manschette umschlossenen Arterien, bei abfallendem Klemmdruck TPcl beschreibt der Systolendurchgang die Öffnung der von der Manschette umschlossenen Arterien.
Im oberen Bereich von Fig. 6A sind ein invasiv erfasstes arterielles Blutdrucksignal AP und ein nicht-invasiv erfasstes Gewebedrucksignal TP dargestellt. Im unteren Bereich von Fig. 6A sind die nicht-invasiv erfassten Gewebedruck-Pulskurven PKi bereits gefiltert, das heißt der ansteigende Klemmdruck TPcl ist bereits entfernt worden, so dass nur noch der Wechselanteil TPac des Gewebedrucksignals TP dargestellt wird. Es ist deutlich ersichtlich, dass sich die Spitze des Gewebedruck-Systolenmaximums TPsys mit steigender Zeit beginnend von rechts (spätsystolisch) nach links (frühsystolisch) verschiebt. So ist das Gewebedruck- Systolenmaximum TPsys der Gewebedruck-Pulskurven PKi bei 64 s fast mittig bzw. nach rechts geneigt. Im rechten Bereich der Fig. 6A ist das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys der Gewebedruck-Pulskurven PKi stark nach links geneigt.
Beobachtungen aus den Formveränderungen der Gewebedruck-Pulskurven PKi wie in Fig. 6A, zeigen, dass beim Durchschreiten des systolischen Druckes (Verschluss der von der Manschette umschlossenen Arterien) die Amplitude sowie die absolute Fläche abnehmen und sich insbesondere die Form des oberen Pulsdruck- Anteils der Pulskurve von rund meist zu spitz, in wenigen Fällen zu doppelspitz/-gipflig immer mit dominanter Spitze verändert. Weiter kann erkannt werden, dass sich bei den meisten untersuchten Fällen das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys bei Durchschreiten des systolischen Druckes Augmentations -bedingt meist von mittel- bis spät-systolisch nach früh-systolisch verschiebt. Im zweithäufigsten Fall der untersuchten Patienten hat sich gezeigt, dass sich das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys von mittel- bis spätsystolisch während des Arterienverschlusses nach weit spät-systolisch verschiebt und dort im suprasystolischen Klemmdruckbereich verbleibt. In seltenen Fällen verschiebt sich das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys von mittel- bis spät-systolisch während des Arterienverschlusses und springt zwischen früh- und spät- systolisch hin- und her, um dann im suprasystolischen Klemmdruckbereich etwa in der Gewebedruck- Pulskurven-Mitte zu bleiben.
In all diesen Fällen ist es mit dem Verfahren gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel möglich, welches basierend auf den Fig. 6A bis 6C beschrieben wird, zuverlässig einen zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni zu ermitteln.
Dazu wird ein Flächenverhältnis TPA 1. top/TP A2. top gebildet, welches aus Teilflächen TPAl .top und TPA2.top gebildet wird (S250). Dazu wird zuerst eine Teilfläche TPA.top unterhalb der Gewebedruck- Pulskurve PKi gebildet, in dem die Gewebedruck-Pulskurve PKi bei ca. 50% des maximalen Amplitudenpa- rameters TPP mittels einer vorzugsweise horizontalen Geraden geschnitten wird. Dann wird eine Vertikale durch das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve PKi gelegt. Weiter werden jeweils Verbindungsgeraden nach links und rechts gelegt, die jeweils beginnend vom Gewebedruck- Systolenmaximum TPsys zum Schnittpunkt der aktuellen Gewebedruck-Pulskurve PKi mit der unteren Ge- rade verlaufen. Auf diese Art und Weise werden zwei Dreiecke mit den dreieckigen Teilflächen TPAl . top und TPA2.top gebildet. Die beiden Teilflächen TPAl . top und TPA2.top lassen sich berechnen, so dass daraus ein Flächenverhältnis TPA 1. top/TP A2. top berechenbar ist. Die Änderung des Flächenverhältnisses TPA 1. top/TP A2. top wird zur Ermittlung des zweiten systolischen Blutdruckwertes SAP2ni verwendet. Basierend auf den so erfassten Flächenverhältnissen TPAl .top/TPA2.top für die Sequenz aus mehreren Gewebedruck-Pulskurven PKi wird ein gleitender Mittelwert des Flächenverhältnisses TPAl . top/TP A2. top .mean ermittelt (S260), der in Fig. 6B dargestellt ist. Vorzugsweise wird dieser gleitende Mittelwert des Flächenverhältnisses TPA 1. top/TP A2. top. mean über fünf Gewebedruck-Pulskurven PKi ermittelt. Anschließend wird für jede Gewebedruck-Pulskurve PKi die Differenz TPAl . top/TP A2. top. diff aus dem gleitenden Mittelwert des Flächenverhältnisses TPA 1. top/TP A2. top .mean und den Einzelwerten des Flächenverhältnisses TP AI . top/TP A2. top für jede Pulskurve ermittelt (S270). Da die Differenz TPA 1. top/TP A2. top. diff beim Systolendurchgang stärker streut als in Bereichen unmittelbar danach und davor, kann diese Streuung verwendet werden, um den systolischen Blutdruckwert exakt zu ermitteln. Zur Erfassung dieser Änderung der Streuung wird eine gleitende Standardabweichung TP AI . top/TP A2. top. sd der Differenzen TPA 1. top/TP A2. top. diff typischerweise über drei bis sieben, vorzugsweise über fünf Differenzen TPA 1. top/TP A2. top. diff ermittelt (S280), die in Fig. 6B dargestellt ist. Die gleitende Standardabweichung TPAl . top/TP A2. top. sd wird über der Zeit oder über dem Klemmdruck TPcl der zugehörigen Gewebedruck-Pulskurven PKi abgebildet, vorzugsweise über der Zeit t. Es können alternativ auch der Klemmdruck TPcl bzw. die obere Einhüllende TPsys-curve bzw. untere Einhüllende TPdia-curve des Gewebe- drucksignals TP verwendet werden. Wie in Fig. 6B dargestellt, ist anhand der gleitenden Standardabweichung TPAl . top/TP A2. top. sd zu erkennen, dass beim Systolendurchgang eine glockenförmige Erhöhung auftritt. Weiter ist für die gleitende Standardabweichung TPAl . top/TP A2. top. sd charakteristisch, dass sie vor und nach der glockenförmigen Erhöhung im Wesentlichen flach verläuft. Somit ist es zur sicheren Bestimmung des zweiten systolischen Blutdruckwertes SAP2ni anhand des beschriebenen Verfahrens gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel möglich, den Anfang und das Ende der glockenförmigen Erhöhung zu bestimmen. Vorzugsweise werden die Anfangs- und Endpunkte der Halbwertsbreite bestimmt, wobei an der Stelle in der Mitte zwischen Anfangs- und Endpunkt der Zeitpunkt oder der Klemmdruck für den zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni oder im Maximum der gleitenden Standardabweichung TP AI. top/TP A2. top. sd ermittelt werden kann, mit dem dann basierend auf der oberen Gewebedruck-Einhüllenden TPsys-curve des Gewebedrucksignals TP der zweite systolische Blutdruckwert SAP2ni ermittelt wird (S290).
In den Fig. 6D bis 6G ist ein Verfahren zur Bestimmung eines anderen oder alternativen zweiten systolischen Blutdruckwertes SAP2ni*, basierend auf einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Analog zum Verfahren gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel wird ein Gewebedrucksignal TP bei einem an- steigenden bzw. abfallenden Klemmdruck TPcl aufgenommen (S310), wobei einzelne Gewebedruck- Pulskurven PKi aufgezeichnet werden. Aus diesem Gewebedrucksignal TP wird mittels Filterung der Wechselanteil TPac herausgefiltert oder extrahiert (S330), der zur weiteren Verarbeitung verwendet wird. Basierend auf diesem Wechselanteil TPac werden einzelne Gewebedruck-Pulskurven PKi identifiziert (S340). Insofern stimmt das Verfahren gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel mit dem Verfahren gemäß Ausführungsbeispiel 1 überein.
Beim Verfahren gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel wird ein zweiter systolischer Blutdruckwert SAP2ni* bestimmt, in dem die zeitliche Verschiebung des Gewebedruck-Systolenmaximums TPsys festgestellt wird.
In Fig. 6D ist ein nicht invasiv erfasstes Gewebedrucksignal TP im Vergleich zu einem arteriell erfassten Drucksignal AP über der Zeit dargestellt. Es ist deutlich erkennbar, dass der Signalhub beim nicht invasiv erfassten Gewebedrucksignal TP geringer ist als beim arteriell erfassten Drucksignal AP. Im oberen Bereich von Fig. 6D wird im Signalverlauf des Gewebedrucksignals TP deutlich, dass das Gewebedruck- Systolenmaximum TPsys innerhalb einer Gewebedruck-Pulskurve PKi von einer zeitlich späten Systole zu einer zeitlich frühen Systole beim Durchschreiten des systolischen Blutdruckes wandert. Im unteren Bereich von Fig. 6D ist die Vergrößerung des nicht invasiven Gewebedrucksignals TP dargestellt, wobei hier nur der Wechselanteil TPac betrachtet wird. Es sind mehrere Gewebedruck-Pulskurven 1 bis 7 dargestellt. Auch hier ist deutlich erkennbar, dass das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys im Gewebedrucksignal TP sich von einer zeitlich späten Systole zu einer zeitlich frühen Systole hin verschiebt. Basierend auf dieser Erkenntnis lässt sich der zweite systolische Blutdruckwert SAP2ni* feststellen, in dem der Zeitpunkt detektiert wird, an dem die Systole bzw. das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys von einer späten Systole hin zu einer frühen Systole wechselt.
Um dieses Durchschreiten des systolischen Blutdruckwertes anhand der Veränderung des Gewebedruck- Systolenmaximums TPsys zu erkennen, wird gemäß Fig. 6D jeweils ein Breitenparameter TPsysPeak.t meh- rerer Gewebedruck-Pulskurven PKi ermittelt (S350). Dieser Breitenparameter TPsysPeak.t verändert sich im Laufe einer Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven PKi, wie sie in Fig. 6D dargestellt ist. So ist beispielsweise in einer Gewebedruck-Pulskurve 3 der Breitenparameter TPsysPeak.t wesentlich größer als in der Gewebedruck-Pulskurve 5, bei der das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys bereits von einer späten Systole zu einer frühen Systole gewechselt hat.
Um diesen Breitenparameter TPsysPeak.t exakt zu ermitteln, wird gemäß Fig. 6E nach der Identifikation einer Gewebedruck-Pulskurve PKi anhand der Gewebedruck-Diastolenminima TPdia, die jeweils ein Minimum einer Gewebedruck-Pulskurve darstellen, der Zeitpunkt des maximalen Anstiegs t(dPT/dtmax) in der systolischen Flanke der Gewebedruck-Pulskurve ermittelt. Dieser Zeitpunkt des maximalen Anstiegs t(dPT/dtmax) der Gewebedruck-Pulskurve t(dPT/dtmax) kennzeichnet den Startparameter zur Berechnung des Breitenparameters TPsysPeak.t. Der Endpunkt des Breitenparameters TPsysPeak.t wird durch das Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys definiert.
Basierend auf den so erfassten Breitenparametern TPsysPeak.t für die Sequenz aus mehreren Gewebedruck- Pulskurven PKi wird ein gleitender Mittelwert TPsysPeak.mean ermittelt (S360), der in Fig. 6F dargestellt ist. Vorzugsweise wird dieser gleitende Mittelwert TPsysPeak.mean über fünf Gewebedruck-Pulskurven PKi ermittelt. Anschließend wird für jede Gewebedruck-Pulskurve PKi die Differenz TPsysPeak.diff aus dem gleitenden Mittelwert TPsysPeak.mean und den Einzelwerten TPsysPeak.t für jede Pulskurve ermittelt (S370). Da die Differenz TPsysPeak.diff beim Systolendurchgang stärker streut als in Bereichen unmittelbar danach und davor, kann diese Streuung verwendet werden, um den systolischen Blutdruckwert exakt zu ermitteln. Zur Erfassung dieser Änderung der Streuung wird eine gleitende Standardabweichung TPsysPeak.sd der Differenzen TPsysPeak.diff typischerweise über drei bis sieben, vorzugsweise über fünf Differenzen TPsysPeak.diff ermittelt (S380), wie sie in Fig. 6F dargestellt ist. Die gleitende Standardabweichung TPsysPeak.sd wird über der Zeit oder über dem Klemmdruck TPcl der zugehörigen Gewebedruck-Pulskurven PKi abgebildet, vorzugsweise werden als Zeit die Zeitpunkte der Gewebedruck-Systolenmaxima t(TPsys) verwendet. Es können alternativ auch der Klemmdruck TPcl bzw. die obere Einhüllende TPsys-curve bzw. untere Einhüllende TPdia-curve des Gewebedrucksignals TP verwendet werden.
Wie in Fig. 6F dargestellt, ist anhand der gleitenden Standardabweichung TPsysPeak.sd zu erkennen, dass beim Systolendurchgang eine glockenförmige Erhöhung auftritt. Weiter ist für die gleitende Standardabwei- chung TPsysPeak.sd charakteristisch, dass sie vor und nach der glockenförmigen Erhöhung im Wesentlichen flach verläuft. Somit ist es zur sicheren Bestimmung des zweiten systolischen Blutdruckwertes SAP2ni* anhand des beschriebenen Verfahrens gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel möglich, den Anfang und das Ende der glockenförmigen Erhöhung zu bestimmen. Vorzugsweise werden die Anfangs- und Endpunkte der Halbwertsbreite bestimmt, wobei an der Stelle in der Mitte zwischen Anfang- und Endpunkt der Zeitpunkt für den zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni* oder im Maximum der gleitenden Standardabweichung TPsysPeak.sd ermittelt werden kann, mit dem dann basierend auf der oberen Einhüllenden TPsys-curve des Gewebedrucksignals TP der zweite systolische Blutdruckwert SAP2ni* ermittelt wird (S390).
Alternativ zur oberen Einhüllenden TPsys-curve des Gewebedrucksignals TP können der Klemmdruck TPcl oder die untere Einhüllende TPdia-curve des Gewebedrucksignals TP verwendet werden, um anhand des Zeitpunktes oder des Klemmdrucks in der Mitte zwischen Anfang- und Endpunkt oder im Maximum der glockenförmigen Erhöhung in den Werten der gleitenden Standardabweichung TPsysPeak.sd den zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni* zu ermitteln. In Fig. 6G ist der Ablauf des Verfahrens gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel nochmals als Flussablaufdiagramm dargestellt.
Gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird anhand der Fig. 7A bis 7D ein Verfahren zur Bestimmung des vierten mittleren Blutdruckwertes MAP2ni, basierend auf einer Änderung des Flächenverhältnisses von mehreren Gewebedruck-Pulskurven PKi bestimmt, wobei hier insbesondere ein Relativ-Flächenverhältnis der systolischen Fläche der Gewebedruck-Pulskurve Areg.sys zur diastolischen Fläche der Gewebedruck-Pulskurve Areg.dia bestimmt wird.
Wie in Fig. 7A dargestellt, weist eine Gewebedruck-Pulskurve PKi eine systolische Teilfläche Areg.sys und eine diastolische Teilfläche Areg.dia auf. Die systolische Teilfläche Areg.sys ist generell der Bereich, der unterhalb einer Gewebedruck-Pulskurve PKi zwischen zwei end-diastolischen Punkten liegt. Die diastolische Teilfläche Areg.dia ist der Bereich, der oberhalb der Gewebedruck-Pulskurven PKi und PKi+1 zwischen deren Gewebedruck-Systolenmaxima TPsys liegt. In dem erfindungsgemäßen Verfahren werden die Flächen Areg.sys und Areg.dia bestimmt, indem jeweils eine obere und eine untere Gerade go und gu bestimmt wird, wobei die obere Gerade go bei einem vorbestimmten prozentualen Amplitudenwert liegt und vorzugsweise horizontal verläuft. Vorzugsweise wird ein prozentualer Amplitudenwert von 75 % des Amplitudenparameters TPP verwendet, um die systolische und diastolische Fläche der Gewebedruck-Pulskurven Areg.sys und Areg.dia nach oben zu begrenzen. Hierbei ist es erforderlich, dass die obere Gerade go zur Begrenzung der systolischen und diastolischen Fläche Areg.sys und Areg.dia für alle Gewebedruck-Pulskurven PKi, für die jeweils ein Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia bestimmt wird, beim gleichen prozentualen Amplitudenwert liegt.
Die untere Gerade gu liegt dabei jeweils auf dem end-diastolischen Punkt der nachfolgenden Gewebedruck- Pulskurve PKi+1.
Bevorzugt liegt die obere Gerade go zwischen dem Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia und dem Gewe- bedruck-Systolenmaximum TPsys der jeweils betrachteten Gewebedruck-Pulskurve PKi und hierbei bevorzugt auf einer Höhe von Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia +75%TPP.
Auch für die untere Gerade gu ist es erforderlich, dass diese Gerade bei allen betrachteten Gewebedruck- Pulskurven PKi bei dem gleichen Gewebedruck-Diastolenminimum TPdia der jeweils nachfolgenden Gewe- bedruck-Pulskurve PKi +1 liegt.
Die obere und untere Gerade go, gu grenzen dabei die Gesamtfläche Areg ein. In einem folgenden Schritt wird die Fläche Areg, die sich aus der systolischen und der diastolischen Teilfläche Areg.sys. und Areg.dia zusammensetzt, durch die Regressionsgerade Reg.dial geteilt, die jeweils an die abfallende Flanke der be- trachteten Gewebedruck-Pulskurve PKi angenähert ist.
Weiter wird eine erste Regressionsgerade Reg.sysl, basierend auf der betrachteten Gewebedruck-Pulskurve PKi, bestimmt, die den ansteigenden Teil der Gewebedruck-Pulskurve PKi begrenzt. Vorzugsweise wird diese erste Regressionsgerade Reg.sysl aus den Werten im Bereich von 20 bis 80 % des Amplitudenparame- ters TPP gebildet. Weiter wird eine zweite Regressionsgerade Reg.sys2 bestimmt, die den ansteigenden Teil der nachfolgenden Gewebedruck-Pulskurve PKi+1 nachbildet, wobei auch diese aus den Werten im Bereich von 20 bis 80 % des Amplitudenparameters TPP gebildet wird. Durch die Verwendung der oberen und unteren Geraden go, gu der ersten und zweiten Regressionsgeraden Reg.sysl und Reg.sys2 und der fallenden Gerade Reg.dial, die die Fläche Areg der Gewebedruck-Pulskurven PKi und PKi+1 in die systolische Teil- fläche Areg.sys und die diastolische Teilfläche Areg.dia teilt, ist es möglich, den Flächeninhalt der systolischen Teilfläche Areg.sys und der diastolischen Teilfläche Areg.dia zu berechnen und diese Teilflächen ins Verhältnis zu setzen. Somit kann für jede Gewebedruck-Pulskurve PKi ein Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia bestimmt werden. Das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia ändert sich am stärksten an dem Punkt, an dem der Klemmdruck TPcl den mittleren Blutdruck MAP durchschreitet.
In den Fig. 7A, 7B und 7C ist dargestellt, dass die diastolische Teilfläche Areg.dia bezüglich der Gesamtfläche Areg während einer Inflation der Druckmanschette von Fig. 7A zu Fig. 7C hin größer wird. Das heißt, das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia nimmt während einer Inflation der Druckmanschette mit steigender Fläche der diastolischen Teilfläche Areg.dia ab. Es wurde herausgefunden, dass vor dem Durchgang des Klemmdrucks TPcl durch den mittleren Blutdruck in Fig. 7A ein Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia auftritt, welches > 1 ist. In der Nähe des Durchgangs des Klemmdrucks durch den mittleren Blutdruck (Fig. 7B) ist das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia zwischen der systolischen Teilfläche Areg.sys und der diastoli- sehen Teilfläche Areg.dia nahezu eins. Nach dem Durchgang des Klemmdrucks durch den mittleren Blutdruck MAP (Fig. 7C) ist das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia < 1.
Wenn der Druckbereich von einem hohen zu einem niedrigen Klemmdruck TPcl durchfahren wird, d.h. bei einer Deflation der Druckmanschette, nimmt das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia entsprechend zu.
Wie in Fig. 7D dargestellt, kann das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia verwendet werden, um den Zeitpunkt zu bestimmen, an dem das Flächenverhältnis Areg.sys/Areg.dia nahezu eins ist bzw. seine größte Änderung aufweist. Zu diesem Zeitpunkt ti kann mittels des Gewebedrucksignals TP bzw. einem davon abhängigen Signal (TPsys-curve TPdia-curve, TPcl) der vierte mittlere Blutdruckwert MAP2ni bestimmt werden. Vorzugsweise wird der vierte mittlere Blutdruckwert MAP2ni am Klemmdruck TPcl des Gewebedrucksignals TP ermittelt bzw. abgelesen.
In Fig. 7E ist der Ablauf des Verfahrens gemäß dem vierten Ausfuhrungsbeispiel nochmals als Flussablaufdiagramm dargestellt.
Anhand der Figuren 8A - 8E wird ein fünftes Ausfuhrungsbeispiel beschrieben, in dem systolische, der mittlere und/oder der diastolische Blutdruckwerte, SAPni, MAPni, DAPni, nichtinvasiv basierend auf anderen Pulsations-Power-Parametern TPWP bestimmt werden. Analog zum ersten Ausführungsbeispiel wird der Pulsations-Power-Parameter TPWP basierend auf einem Amplitudenparameter und einem Flächenparameter gebildet.
Dazu wird, wie in Figur 8A gezeigt, anhand einer Gewebedruck-Pulskurve PKi, der Amplitudenparameter bestimmt, der im Folgenden als positiver Amplitudenparameter TPP+ bezeichnet wird. Im Vergleich zur Figur 2A und dem ersten Ausführungsbeispiel, bei dem der Amplitudenparameter TPP verwendet wurde, wird in diesem Ausfuhrungsbeispiel nur der positive Anteil TPP+ der Amplitude TPP zwischen diastolischem und systolischem Blutdruck verwendet. Das ist somit der Anteil der zwischen dem Klemmdruck TPcl=0 und dem Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys liegt. Der positiver Amplitudenparameter TPP+ ist der positive Anteil von TPP in einer Gewebedruck-Pulskurve PKi, in einem um TPcl begradigten und stei- gungsbereinigten Gewebedruck-Signal TPac. TPP ist die vollständige Amplitude vom Gewebedruck- Diastolenminimum TPdia zum Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys (in Figur 2B gezeigt).
Darüber hinaus wird analog zum ersten Ausführungsbeispiel auch ein Flächenparameter aus der Gewebedruckkurve PKi bestimmt. Im fünften Ausfuhrungsbeispiel wird jedoch anders als im ersten Ausfuhrungsbeispiel ein positiver Flächenparameter TPA+.top aus der Gewebedruckkurve PKi bestimmt.
Der positive Flächenparameter TPA+.top ist charakteristisch für die Fläche einer Gewebedruck-Pulskurve PKi, die im oberen Bereich durch TPsys und im unteren Bereich durch eine, vorzugsweise horizontal verlau- fende Gerade begrenzt wird, die im Bereich von TPac > 0 liegt, z.B. durch eine Horizontale bei x% von TPP+. Der Wert x% (TPP+) kann im Bereich von 0 .. 90%TPP+ liegen.
Der alternative Pulsation-Power-Parameter gemäß im fünften Ausführungsbeispiel wird basierend auf dem Flächenparameter TPA+.top und dem Amplitudenparameter TPP+ gebildet, nämlich
TPWP = TPA+.topexpl · TPP+exP2,
wobei expl 0, exp2 0 und experimentell bestimmt werden. Der Pulsation-Power-Parameter TPWP wird für eine Vielzahl von Gewebedruck-Pulskurven PKi bestimmt, woraus sich dann die Parameterfunktion TPW-curve ergibt, die in Figur 8B dargestellt ist. Dazu wird jeweils der Flächenparameter TPA+.top und der Amplitudenparameter TPP+ zur jeweiligen Gewebedruck- Pulskurve PKi ermittelt und die dazugehörige Zeit, woraus sich dann der glockenförmige Verlauf der Parameterfunktion TPW-curve ergibt.
Dann werden anhand von vorher bestimmten Parameterfunktionswerten ax, bx und cx die zugehörigen sechsten systolischen, mittleren und/oder diastolischen Blutdruckwerte SAP4ni, MAP4Ani und DAP4Ani als Alternativen für SAPlni, MAPlAni und DAPlAni aus dem ersten Ausführungsbeispiel abgelesen. Alternativ werden SAP4ni* und SAP4ni** analog zu SAPlni* und SPAlni** unter Anwendung eines hierfür spezifischen Faktors TPcl+% auf TPcl@TPW-curve.max oder unter Anwendung eines hierfür spezifischen Faktors TPsys-curve+% auf TPsys-curve@TPW-curve.max ermittelt.
Der Parameterfunktionswert ax liegt in unmittelbarer Nähe zum Maximum der TPW-curve. Zum Zeitpunkt t(ax) wird anhand der TPsys-curve ein sechster systolischer Blutdruckwerts SAP4ni ermittelt, der dem Druckwert am Schnittpunkt von t(ax) mit der TPsys-curve entspricht.
Die Parameterfunktion TPW-curve kann auch zur Ermittlung eines vierten mittleren Blutdruckwertes MAP4Ani verwendet werden, in dem bei einem ansteigenden Druckverlauf ein zweiter Parameterfünktions- wert bx der Parameterfunktion TPW-curve und die dazugehörige zweite Messzeit t(bx) ermittelt werden. Die dazugehörige zweite Messzeit t(bx) liegt in Fig. 8B bei 42,5 s. Der dazugehörige sechste Blutdruckwert MAP4Ani wird basierend auf dem Klemmdruck TPcl ermittelt und liegt im vorliegenden Fall bei ca. 96 mmHg. Analog zum sechsten systolischen Blutdruckwert SAP4ni und dem sechsten mittleren Blutdruckwert MAP4Ani lässt sich auch der sechste diastolische Blutdruckwert DAP4Ani basierend auf der Parameterfunktion TPW-curve ermitteln, indem ein um einen vorbestimmten Anteil verringerter dritter Parameterfunktionswert cx und die dazugehörige dritte Messzeit t(cx) ermittelt werden, die hier bei 32 s liegt. Basierend auf dieser dritten Messzeit t(cx) wird bei der unteren Gewebedruck-Einhüllenden TPdia-curve der korrespondie- rende Druckwert von ca. 75 mmHg ermittelt bzw. abgelesen.
Analog zum ersten Ausführungsbeispiel und dem darin bestimmten zweiten diastolischen Blutdruckwert DAPlBni wird im fünften Ausführungsbeispiel basierend auf dem sechsten mittleren Blutdruckwert MAP4Ani und dem sechsten systolischen Blutdruckwert SAP4ni ein siebter diastolischer Blutdruckwert DAP4Bni wie folgt berechnet, der im Folgenden auch als geschätzter bzw. abgeleiteter siebter diastolischer Blutdruckwert bezeichnet wird. DAP4Bni = kl · MAP4Ani - k2 · (SAP4ni - MAP4Ani) - k3 mmHg,
mit kl = (0,6 ... 1,1), k2 = (0, 15 ... 0,4) und k3 = (-5 ... 5).
Weiter wird ähnlich zum ersten Ausführungsbeispiel und dem darin bestimmten zweiten mittleren Blutdruckwert MAPlBni im fünften Ausführungsbeispiel basierend auf dem sechsten diastolischen Blutdruck- wert DAP4Ani und dem sechsten systolischen Blutdruckwert SAP4ni ein siebter mittlerer Blutdruckwert MAP4Bni wie folgt berechnet,
MAPlBni = k4 · DAP4Ani + k5 · (SAP4ni - DAP4Ani) - k6 mmHg bestimmt wird,
mit k4 = (0,8 ... 1,3), k5 = (0,25 ... 0,5), k6 = (-5 ... 5).
In der FIG. 8B ist ein beispielhafter Verlauf einer Parameterfunktion TPW-curve basierend auf TPWP = TPA+.top0 5 · TPP+1 0
dargestellt. Dabei wurde der Flächenparameter TPA+.top durch eine Horizontale bei 50% von TPP+ be- grenzt, wobei die zugehörigen sechsten Blutdruckwerten SAP4ni, MAP4Ani und DAP4Ani, wie folgt sind: ax = 99.8% von TPWmax nach TPWmax,
bx = 36.5% von TPWmax vor TPWmax,
cx = 9.5% von TPWmax vor TPWmax.
FIG. 8C, 8D, 8E zeigen die Ergebnisse von Regressionsanalysen der sechsten Blutdruckwerte SAP4ni, MAP4Ani bzw. der daraus abgeleitete siebte diastolische Blutdruckwert DAP4Bni von 539 Messungen an 111 Patienten, die gemäß dem fünften Ausführungsbeispiel ermittelt wurden, gegen deren zugehörige, simultan ermittelte invasive Referenzwerte SAPi, MAPi und DAPi.
Es ist erkennbar, dass mit SAP4ni in Fig. 8C, MAP4Ani in Fig. 8D und mit dem abgeleiteten siebten diastolischen Blutdruckwert DAP4Bni ebenso hohe Genauigkeiten der Blutdruckwerte erreicht werden wie mit SAPlni, MAPlAni und DAPlBni gemäß dem ersten Ausführungsbespiel. Konkret zeigt FIG. 8C eine Regressionsanalyse, die basierend auf dem Verfahren gemäß dem fünften Ausführungsbeispiel ermittelten sechsten systolischen Blutdruckwerte SAP4ni basierend auf der Parameterfunktion aus FIG.8B gegenüber den jeweils simultan invasiv ermittelten systolischen Blutdruckwerten SAPi darstellt. FIG. 8D zeigt ein Regressionsanalyse, die basierend auf dem Verfahren gemäß dem fünften Ausführungsbeispiel ermittelten sechsten mittleren Blutdruckwerte MAP4Ani basierend auf der Parameterfunktion aus FIG.8B gegenüber den jeweils simultan invasiv ermittelten systolischen Blutdruckwerten SAPi darstellt. In FIG.8E ist eine Regressionsanalyse dargestellt, bei der der aus dem sechsten mittleren Blutdruckwert MAP4Ani und dem sechsten systolischen Blutdruckwert SAP4ni abgeleitete oder geschätzte siebte diastolische Blutdruckwert DAP4Bni gegenüber den jeweils simultan invasiv ermittelten diastolischen Blutdruckwerten DAPi verwendet wurde, wobei SAP4ni und MAP4Ani basierend auf der Parameterfunktion gemäß FIG. 8B ermittelt wurden.
In den Fig. 9A und 9B ist eine Schalendruckmanschette 10 dargestellt, die sich besonders für die oben beschriebenen Verfahren zur Erfassung der Gewebedruck-Pulskurven PKi eignet. In Fig. 9A ist die Schalendruckmanschette 10, die auch als Schalenwickelcuff bezeichnet wird, in einem drucklosen Zustand darge- stellt, wobei in Fig. 9B die Schalendruckmanschette unter Druck dargestellt ist.
Die dargestellte Schalendruckmanschette 10 weist eine knickfeste oder knickbeständige Schale 30 auf, die innerhalb der Schalendruckmanschette 10 angeordnet ist. Dabei ist die Schale 30 unter bzw. zwischen den Druckerzeugungsmitteln und einem Körperteil E angeordnet. Die Druckerzeugungsmittel werden durch eine fluiddichte Hülle 14 gebildet. Wenn den Druckerzeugungsmitteln ein Luftdruck zugeführt wird, wird somit die knickfeste Schale 30 an den Körperteil E angepresst. Zwischen Körperteil E und der knickfesten Schale 30 kann auch eine Textilschicht angeordnet sein. Der Drucksensor (nicht dargestellt) zur Aufnahme des Gewebedrucksignals TP ist dabei am Innenumfang der Schale 30 unterhalb der Textilschicht 23 angeordnet, so dass die Textilschicht den Sensor vom Körperteil E isoliert. Dadurch wird erreicht, dass der Drucksensor unmittelbar auf dem Körperteil aufliegt, an diesen hydraulisch ankoppelt und keine weiteren dämpfenden Materialien dazwischen liegen.
Der Drucksensor (nicht dargestellt) ist mittels einer Flüssigkeitsleitung mit einem elektrischen Druckaufnehmer verbunden, der eine über das Fluid innerhalb der Fluidleitung (nicht dargestellt) übertragene Druck- änderung aufnehmen und in ein elektrisches Signal, das Gewebedrucksignal TP, umsetzen kann.
In Fig. 10 ist eine erfindungsgemäße Messvorrichtung 90 dargestellt, die mit der Schalendruckmanschette 10 verbunden ist. Die Messvorrichtung 90 umfasst eine Steuereinheit 92, einen Speicher 95, ein Display 93 und einen Druckgeber 94. Weiter ist eine Anzeige- und Bedienvorrichtung 91 vorhanden, die zur Steuerung der Messvorrichtung vorgesehen ist und Einstellregler, Ein- und Ausschaltknöpfe und Anzeigeelemente umfasst.
Auf dem Display 93 wird das von der Messvorrichtung 90 erfasste Gewebedrucksignal TP angezeigt. Weiter lässt sich auf dem Display 93 eine vergrößerte Ansicht der identifizierten Gewebedruck-Pulskurven PKi darstellen. Die Steuereinheit 92 nimmt das Gewebedrucksignal TP über der Zeit bzw. über dem Klemmdruck TPcl auf und speichert die dazugehörigen Wertepaare in einem Speicher 95.
Basierend auf dem zu erfassenden Blutdruckwert wird eines der erfindungsgemäß beschriebenen Verfahren durchlaufen, indem, basierend auf dem erfassten Gewebedrucksignal TP und den dazugehörigen Zeiten bzw. Klemmdrücken TPcl, entsprechende Gewebedruck-Pulskurven PKi und darauf basierend, entsprechende Parameter erfasst werden.
Die Steuereinheit 92 steuert darüber hinaus den Druckgeber 94, der die Druckmanschette, vorzugsweise eine Schalenblutdruckmanschette 10, mit einem Aktuatordruck Pact beaufschlagt. Von der Druckmanschette 10 wird, wie oben beschrieben, mittels eines Drucksensors (nicht dargestellt) das Gewebedrucksignal TP er- fasst, wobei das Drucksignal über ein Fluid an einen elektrischen Druckaufhehmer (nicht dargestellt) übertragen wird und ein elektrisches Drucksignal der Messvorrichtung 90 zugeführt wird, um das Gewebedrucksignal TP dort anzuzeigen und auszuwerten.
In Fig. 1 1 ist dargestellt, wie die mit den verschiedenen Verfahren ermittelten Blutdruckwerte miteinander verknüpft werden, um stabile bzw. belastbare Blutdruckwerte zu erhalten. Wie im obigen beschrieben, lassen sich sowohl ein erster systolischer Blutdruckwert SAPlni als auch ein erster mittlerer Blutdruckwert MAPlAni und ein erster diastolischer Blutdruckwert DAPlAni mittels der Parameterfunktion gemäß der ersten Ausführungsform erfassen.
Diese erfassten Werte können mittels entsprechend empirisch ermittelten Schätzformeln, wie sie oben beschrieben wurden, miteinander verknüpft werden, woraus sich sowohl ein zweiter mittlerer Blutdruckwert MAPlBni als auch ein zweiter diastolischer Blutdruckwert DAPlBni ermitteln lassen. D.h. der zweite mitt- lere Blutdruckwert MAPlBni wird mittels der Schätzformel aus dem ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni gemäß Parameterfunktion und dem ersten diastolischen Blutdruckwert DAPlAni gemäß Parameterfunktion ermittelt. Der zweite diastolische Blutdruckwert DAPlBni wird mittels Schätzformel aus dem ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni und dem ersten mittleren Blutdruckwert MAPlAni ermittelt. Aus dem per Schätzformel ermittelten zweiten mittleren Blutdruckwert MAPlBni und dem ersten mittleren Blutdruckwert MAPlAni basierend auf der Parameterfunktion lässt sich mittels Wichtung und Mittelung ein dritter mittlerer Blutdruckwert MAPlni ermitteln.
Analog wird ein dritter diastolischer Blutdruckwert DAPlni mittels Wichtung und Mittelung aus dem per Schätzformel ermittelten zweiten diastolischen Blutdruckwert DAPlBni und dem per Parameterfunktion ermittelten ersten diastolischen Blutdruckwert DAPlAni erhalten.
Mittels einer Wichtung können nach bestimmten Qualitätskriterien der dritte mittlere Blutdruckwert MAPlni und/oder der dritte diastolische Blutdruckwert DAPlni unter Berücksichtigung vom zweiten mittleren Blut- druckwert MAPlBni und/oder vom zweiten diastolischen Blutdruckwert DAPlBni bzgl. Genauigkeit verbessert werden. Die Wichtung kann dabei bevorzugt so erfolgen, dass proportional zur prozentualen Größe des Betrages der Differenz vom ersten mittleren Blutdruckwert MAPlAni und vom zweiten mittleren Blutdruckwert MAPlBni der Anteil vom ersten mittleren Blutdruckwert MAPlAni höher gewichtet wird. Entsprechend kann für die Wichtung der Anteile DAPlAni und DAPlBni verfahren werden.
Der per Parameterfunktion erhaltene erste systolische Blutdruckwert SAPlni wird mit dem zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni oder SAP2ni*, der mittels Systolenverschiebung gemäß dem zweiten oder dritten Ausführungsbeispiel ermittelt wurde, verknüpft. Hier werden eine Wichtung und eine Mittelung vorgenommen, um einen belastbaren dritten systolischen Blutdruckwert SAPni zu erhalten.
Analog wird der oben beschriebene dritte gewichtete und gemittelte mittlere Blutdruckwert MAPlni durch Wichtung und Mittelung mit dem vierten mittleren Blutdruckwert MAP2ni verknüpft, der mittels der Teil- flächenberechnung nach dem dritten Ausführungsbeispiel errechnet wurde. Daraus wird dann der fünfte mittlere Blutdruckwert MAPni erhalten.
Mittels einer Wichtung können nach bestimmten Qualitätskriterien der dritte systolische Blutdruckwert SAPni und/oder der fünfte mittlere Blutdruckwert MAPni unter Berücksichtigung vom zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni bzw. SAP2ni* und/oder vom vierten mittleren Blutdruckwert MAP2ni bzgl. Genauigkeit verbessert werden. Die Wichtung kann dabei bevorzugt so erfolgen, dass proportional zur prozentualen Größe des Betrages der Differenz vom ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni und vom zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni bzw. SAP2ni* der Anteil vom ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni höher gewichtet wird. Entsprechend kann für die Wichtung der Anteile MAPlni und MAP2ni verfahren werden.
Zum Ausgleich von Unterschieden der Größen und physikalischen Eigenschaften von Druckmanschetten, die speziell auch als Blutdruckmanschetten bezeichnet werden können, kann vorzugsweise eine spezifische Korrektur oder Kalibrierung durchgeführt werden. Insbesondere bei einer hydraulischen Anpassung verschiedener Schalenwickelcuff-Ausführungen z.B. in Bezug auf Größe, Stärke bzw. Dicke der Schalen kann eine Korrektur mit spezifischen Koeffizienten vorgenommen werden.
Beispielhaft wird das an der Kombination von SAPlni und MAPlAni gemäß den folgenden Abhängigkeiten vorgeführt:
SAPlni.corr = coeffl · SAPlni + constl
MAPlAni.corr = coeff2 · MAPlAni + const2 Die Korrekturkoeffizienten und Konstanten coeffl, constl, coeff2, const2 können mittels Kalibrierung im Vergleich zu Referenzwerten, insbesondere invasiven Referenzwerten erhalten werden, vorzugsweise mit coeff 1,2: 0.7 ... 1.5 und const 1,2: -20 ... 20.
Fig. 5A und 5B zeigen Regressions-Diagramme, die den Vergleich von nach zuvor beschriebenem Verfahren bestimmten Werten SAPlni.corr, MAPlAni.corr (im Diagramm als SAPlni und MAPlAni bezeichnet) mit gleichzeitig invasiv gemessenen Werten SAPi und MAPi aus einem ausgewählten, breit angelegten Satz klinischer Messdaten mit jeweils gleicher Anzahl von simultanen invasiven und nicht-invasiven Messungen darstellen. Die Daten basieren jeweils auf 380 Messungen an 76 Patienten. Die Formeln in den Diagrammen geben jeweils die Gleichung der dargestellten Regressionsgeraden wieder. Dabei steht„r" für den Korrelati- onskoeffizienten der jeweils dargestellten Regression und„SD" steht jeweils für die Standardabweichung Differenzen SAPlni - SAPi bzw. MAPlAni - MAPi .
Im Folgenden wird eine Steuerung des Klemmdruckaufbaus und/oder des Klemmdruckabbaus an der Blutdruckmanschette beschrieben.
In einer Ausgestaltung kann der Klemmdruck TPcl an der Blutdruckmanschette schnell aufgebaut werden. Wie oben bereits beschrieben, kann der Klemmdruck TPcl wahlweise ansteigend aufgebaut oder nach schneller Inflation, absteigend abgebaut werden. Das Erfassen von Signalen (Gewebedrucksignal TP) kann somit wahlweise bei steigendem und/oder fallendem Klemmdruck TPcl erfolgen. Bevorzugt wird der Klemmdruck TPcl bei schnell steigendem Klemmdruckaufbau mit einer schnellen Erfassung der Blutdruckwerte bis SAP2ni+5 ... SAP2ni+40 mmHg aufgebaut, bevorzugt bis SAP2ni+20 mmHg. Dabei ist es mit dem erfindungsgemäßen Verfahren möglich, eine orientierende online Bestimmung vom fünften mittleren Blutdruckwert MAPni aus dem dritten mittleren Blutdruckwert MAPlni und dem vierten mittleren Blutdruckwert MAP2ni zu erhalten, dazu eine orientierende online Bestimmung vom dritten systo- lischen Blutdruckwert SAPni aus dem ersten systolischen Blutdruckwert SAPlni und dem zweiten systolischen Blutdruckwert SAP2ni bzw. SAP2ni* zu erhalten. Dabei werden folgende Anstiegsgeschwindigkeiten angewendet: a) Anstieg auf 0-30 mmHg während der ersten l-2s, ab dann b) bis Zeitpunkt vom vierten mittleren Blutdruckwert MAP2ni, für dessen Bestimmung eine gewisse Nachlaufzeit erforderlich ist, mit 5-10 mmHg/Puls, bevorzugt mit 8 mmHg/Puls, ab dann c) bis Zeitpunkt einer oberen Klemmdruck-Grenze, bevorzugt SAP2ni+20 mmHg mit 3-8 mmHg, bevorzugt mit 6 mmHg/Puls.
Danach erfolgt die sofortige Grobberechnung vom dritten systolischen Blutdruckwert SAPni (bevorzugt gewichtet gemittelt aus SAPlni und SAP2ni), fünften mittleren Blutdruckwert MAPni (bevorzugt gewichtet gemittelt aus MAPlni und MAP2ni) und dritten diastolischen Blutdruckwert DAPlni gefolgt vom Klemm- druckabbau.
Beim Klemmdruckabbau werden folgende Geschwindigkeiten angewendet:
d) von einer oberen Klemmdruck-Grenze, bevorzugt SAPni+20 mmHg bis 90% DAPlni wird eine konstante Abbaugeschwindigkeit eingestellt, so dass zwischen 10 und 50 Gewebedruck-Pulskurven PKi, vorzugsweise 25 Gewebedruck-Pulskurven PKi im Bereich zwischen dem systolischen SAPni und 90% des diastolischen Blutdruckwertes DAPlni (= beinhaltet pulsatilen Blutdruckbereich zwischen SAPni und DAPlni) erfasst werden. e) gefolgt von schlagartigem Klemmdruckabbau, bevorzugt nach Erreichen von 90% DAPlni mit gleichzei- tiger Feinjustierung von SAPni, MAPni und DAPlni.
Durch das beschriebene Verfahren ist es möglich, verschiedenste Blutdruckwerte mittels einer nicht invasiven Messung zu erhalten, die jeweils allein oder in Kombination mit anderen nicht invasiv ermittelten Blutdruckwerten zu einer zuverlässigen Aussage bezgl. der Blutdruckwerte eines Patienten führen.

Claims

Ansprüche
1. Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen von wenigstens einem Blutdruckwert (SAPlni, MAPlni, DAPlni) aus einem Gewebedrucksignal (TP) mittels einer an einem Individuum angelegten
Druckmanschette (10), wobei das Gewebedrucksignal (TP) eine Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven (PKi) aufweist, umfassend:
Identifizieren (S 140) von wenigstens zwei einzelnen Gewebedruck-Pulskurven (PKI, PK2, ... ) im Gewebedrucksignal (TP);
Bestimmen (S 150) wenigstens eines Amplitudenparameters (TPP) und eines Flächenparameters (TPA) für jede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve (PKi), wobei der Amplitudenparameter (TPP) auf die Amplitude der identifizierten Gewebedruck-Pulskurve (PKi) und der Flächenparameter (TPA) wenigstens auf eine durch die Gewebedruck-Pulskurve (PKi) eingeschlossene Teilfläche (TPA.top) hinweist;
fürjede identifizierte Gewebedruck-Pulskurve (PKi), Bestimmen (S160) eines die Form der
Gewebedruck-Pulskurve (PKi) beschreibenden Pulsation-Power-Parameters (TPWP) basierend auf wenigstens dem Amplitudenparameter (TPP) und dem Flächenparameter (TPA);
Erzeugen (S170) einer Parameterfunktion (TPW-curve), welche einen funktionellen Zusammenhang zwischen den bestimmten Pulsation-Power-Parametern (TPWP) der Gewebedruck-Pulskurven (PKi) und zugeordneten Klemmdrücken (TPcl) an der Druckmanschette (10) oder Messzeiten (t) beschreibt;
Ermitteln (S 180-S 195) wenigstens eines Blutdruckwertes (SAPlni, MAPlni, DAPlni) basierend auf der Parameterfunktion (TPW-curve).
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Blutdruckwert (SAPlni, MAPlni, DAPlni) ein systolischer Blutdruckwert (SAP), ein mittlerer Blutdruckwert (MAP) und/oder ein diastolischer Blutdruckwert (DAP) ist.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Gewebedrucksignal (TP) über einen Druckbereich der Druckmanschette (10) beginnend von einem niedrigen Klemmdruck zu einem hohen Klemmdruck und/oder von einem hohen Klemmdruck zu einem niedrigen Klemmdruck oder einem Ausschnitt davon ermittelt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei der niedrige Klemmdruck unterhalb des diastolischen Blutdruckwertes (DAP) und der hohe Klemmdruck oberhalb des systolischen Blutdruckwertes (SAP) liegt.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Flächenparameter (TPA) und der Amplitudenparameter (TPP) vorzugsweise durch Multiplikation des Amplitudenparameters (TPP) und mit dem Flächenparameter (TPA) verknüpft werden.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei fürjede Gewebedruck-Pulskurve (PKi) der Pulsation-Power-Parameter (TPWP) durch Verknüpfung eines potenzierten Flächenparameters (TPA) oder/und eines bevorzugt dreifach potenzierten Amplitudenparameters (TPP) gebildet wird.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der für jede Gewebedruck-Pulskurve (PKi) bestimmte Flächenparameter (TPA) eine Teilfläche (TPA.top, TPA+.top) beschreibt, welche durch die Gewebedruck-Pulskurve (PKi) und eine die Gewebedruck-Pulskurve (PKi) in einem vorgegebenen prozentualen Amplitudenwert (x%TPP), vorzugsweise horizontal, verlaufende Gerade eingeschlossen wird, die die Gewebedruck-Pulskurve (PKi) schneidet.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der für jede Gewebedruck-Pulskurve (PKi) bestimmte Amplitudenparameter (TPP, TPP+) eine Differenz zwischen einem Gewebedruck- Diastolenminimum (TPdia) und einem Gewebedruck- Systolenmaximum TPsys oder zwischen dem Druckwert, bei dem der Klemmdruck TPcl=0 ist, und dem Gewebedruck-Systolenmaximum TPsys beschreibt.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Parameterfunktion (TPW-curve) erzeugt wird, indem jedem Pulsation-Power-Parameter (TPWP) für die zugeordnete Gewebedruck-Pulskurve (PKi) eine Messzeit (t(PKi)) oder ein Klemmdruck (TPcl(PKi)) zugeordnet wird.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei auf die ermittelte Parameterfunktion (TPW-curve) ein Glättungsverfahren oder ein Kurvenfit angewendet wird.
11. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei basierend auf der Parameterfunktion (TPW-curve) ein erster systolischer Blutdruckwert (SAPlni) ermittelt wird, indem:
ein maximaler Parameterfunktionswert (TPW-curve.max) der Parameterfunktion (TPW-curve) ermittelt wird;
bei einem Druckverlauf von einem niedrigen zu hohem Klemmdruck (TPcl) ein dem maximalen Parameterfunktionswert (TPW-curve.max) nachfolgender erster Parameterfunktionswert (ax), der bezüglich des maximalen Parameterfunktionswerts einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten
Parameterfunktionswert aufweist und die dazugehörige erste Messzeit (t(ax)) oder der dazugehörige erste Klemmdruck (TPcl(ax)) ermittelt werden;
bei einem Druckverlauf von einem hohen zu niedrigem Klemmdruck ein dem maximalen
Parameterfunktionswert (TPW-curve.max) vorausgehender erster Parameterfunktionswert (ax), der bezüglich des maximalen Parameterfunktionswertes einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfunktionswert aufweist und die dazugehörige erste Messzeit (t(ax)) oder der dazugehörige erste Klemmdruck TPcl(ax) ermittelt werden;
ein der ersten Messzeit (t(ax)) oder dem ersten Klemmdruck TPcl(ax) entsprechender erster systolischer Blutdruckwert (SAPlni) aus dem Gewebedrucksignal (TP) oder einem davon abhängigen Signal, bevorzugt einer oberen Einhüllenden (TPsys-curve) des Gewebedrucksignals (TP), bestimmt wird.
12. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei basierend auf der Parameterfunktion (TPW-curve) ein alternativer erster systolischer Blutdruckwert (SAPlni*, SAPlni**, SAP4ni*, SAP4ni**) ermittelt wird, indem:
ein maximaler Parameterfunktionswert (TPW-curve.max) der Parameterfunktion (TPW-curve) ermittelt wird;
ein Druckwert (TPcl@TPW-curve.max) entsprechend dem Klemmdruck (TPcl) zum Zeitpunkt t(TPW-curve.max) des maximalen Parameterfunktionswertes (TPW-curve.max) oder ein Druckwert entsprechend einer oberen Einhüllenden (TPsys-curve) des Gewebedrucksignals (TP) zum Zeitpunkt t(TPW- curve.max) des maximalen Parameterfunktionswertes (TPW-curve.max) ermittelt wird, und auf den Druckwert (TPcl@TPW-curve.max) entsprechend dem Klemmdruck (TPcl) ein Faktor (TPcl%, TPcl+%) oder auf den Druckwert (TPsys-curve@TPW-curve.max) entsprechend der oberen Einhüllenden ein Faktor (TPsys-curve%, TPsys-curve+%) angewendet wird, um einen alternativen ersten systolischen Blutdruckwert (SAPlni*, SAP Im**, SAP4ni*, SAP4ni**) zu ermitteln.
13. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein erster mittlerer Blutdruckwert (MAPlAni) mit Hilfe der erzeugten Parameterfunktion (TPW-curve) ermittelt wird, indem:
ein maximaler Parameterfünktionswert (TPW-curve.max) der Parameterfunktion (TPW-curve) ermittelt wird;
bei einem Druckverlauf von einem niedrigen zu hohem Klemmdruck (TPcl) ein dem maximalen Parameterfünktionswert (TPW-curve.max) vorausgehender zweiter Parameterfünktionswert (bx), der bezüglich des maximalen Parameterfünktionswertes einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfünktionswert aufweist und die dazugehörige zweite Messzeit (t(bx)) oder der dazugehörige zweite Klemmdruck (TPcl(bx)) ermittelt werden;
bei einem Druckverlauf von einem hohen zu niedrigem Klemmdruck (TPcl) ein dem maximalen Parameterfünktionswert (TPW-curve.max) nachfolgender zweiter Parameterfünktionswert (bx), der bezüglich des maximalen Parameterfünktionswertes einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfünktionswert aufweist und die dazugehörige zweite Messzeit (t(bx)) oder der dazugehörige zweite Klemmdruck (TPcl(bx)) ermittelt werden; und
ein der ermittelten zweiten Messzeit (t(bx)) oder dem zweitem Klemmdruck (TPcl(bx))
korrespondierender erster mittlerer Blutdruckwert (MAPlAni) aus dem Gewebedrucksignal (TP) oder einem davon abhängigen Signal, bevorzugt dem Klemmdruck (TPcl), bestimmt wird.
14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein erster diastolischer Blutdruckwert (DAPlAni) mit Hilfe der erzeugten Parameterfunktion (TPW-curve) ermittelt wird, indem:
ein maximaler Parameterfünktionswert (TPW-curve.max) der Parameterfünktion (TPW-curve) ermittelt wird;
bei einem Druckverlauf von einem niedrigen zu hohem Klemmdruck (TPcl) ein dem maximalen Parameterfünktionswert (TPW-curve.max) vorausgehender dritter Parameterfünktionswert (cx), der bezüglich des maximalen Parameterfünktionswertes (TPW-curve.max) einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfunktionswert aufweist und die dazugehörige dritte Messzeit (t(cx)) oder der dazugehörige dritte Klemmdruck (TPcl(cx)) ermittelt werden;
bei einem Druckverlauf von einem hohen zu niedrigem Klemmdruck (TPcl) ein dem maximalen Parameterfünktionswert (TPW-curve.max) der Parameterfünktion (TPW-curve) nachfolgender dritter Parameterfünktionswert (cx), der bezüglich des maximalen Parameterfünktionswertes (TPW-curve.max) einen um einen vorbestimmten Anteil verringerten Parameterfünktionswert aufweist und die dazugehörige dritte Messzeit (t(cx)) oder der dazugehörige dritte Klemmdruck (TPcl(cx)) ermittelt werden; und
ein der ermittelten dritten Messzeit (t(cx)) oder dem drittem Klemmdruck (TPcl(cx)) korrespondierender erster diastolischer Blutdruckwert (DAPlAni) aus dem Gewebedrucksignal (TP) oder einem davon abhängigen Signal, bevorzugt einer unteren Einhüllenden (TPdia-curve) des Gewebedrucksignals (TP), bestimmt wird.
15. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein zweiter diastolischer Blutdruckwert (DAPlBni) aus dem ersten systolischen Blutdruckwert (SAPlni) und dem ersten mittleren Blutdruckwert (MAPI Am) gemäß der Schätzformel
DAPlBni = kl · MAPlAni - k2 · (SAPlni - MAPI Am) - k3 mmHg, bestimmt wird,
mit kl = (0,6 ... 1, 1), k2 = (0, 15 ... 0,4) und k3 = (-5 ... 5).
16. Verfahren nach Anspruch 15, wobei der mittels der Parameterfunktion (TPW-curve) erzeugte erste diastolische Blutdruckwert (DAPlAni) und der aus der Schätzformel ermittelte zweite diastolische Blutdruckwert (DAPlBni) jeweils gewichtet werden, um einen dritten gemittelten mittleren diastolischen Blutdruckwert (DAPlni) zu erhalten.
17. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein zweiter mittlerer Blutdruckwert (MAPlBni) aus dem ersten systolischen Blutdruckwert (SAPlni) und dem ersten diastolischen Blutdruckwert (DAPlAni) gemäß der Schätzformel
MAPlBni = k4 · DAPlAni + k5 · (SAPlni - DAPlAni) - k6 mmHg bestimmt wird,
mit k4 = (0,8 ... 1,3), k5 = (0,25 ... 0,5), k6 = (-5 ... 5).
18. Verfahren nach Anspruch 17, wobei der mittels der Parameterfunktion (TPW-curve) ermittelte erste mittlere Blutdruckwert (MAPlAni) und der aus der Schätzformel ermittelte zweite mittlere Blutdruckwert (MAPlBni) jeweils gewichtet werden, um einen dritten gemittelten mittleren Blutdruckwert (MAPlni) zu erhalten.
19. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ferner ein zweiter systolischer Blutdruckwert (SAP2ni, SAP2ni*) basierend auf der Erkennung einer Systolenformveränderung der Gewebedruck-Pulskurven (PKi) während des Systolendurchgangs in einer Sequenz von aufeinanderfolgenden Gewebedruck-Pulskurven (PKi) ermittelt wird.
20. Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen eines systolischen Blutdruckwerts (SAP2ni) aus einem Gewebedrucksignal (TP) mittels einer an einem Individuum angelegten Druckmanschette, wobei das Gewebedrucksignal (TP) eine Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven (PKi) aufweist, umfassend:
Identifizieren (S240) von wenigstens zwei Gewebedruck-Pulskurven (PKi) im Gewebedrucksignal (TP); Bestimmen (S250) wenigstens eines Flächenverhältnisses (TPA 1. top/TP A2. top), basierend auf zwei Teilflächen (TPAl .top, TPA2.top), die von jeweils einer Gewebedruck-Pulskurve (PKi) eingeschlossen werden,
Bestimmen (S260, S270, S280) der maximalen Änderung des Flächenverhältnisses
(TPAl .top/TPA2.top);
Bestimmen (S290) einer Messzeit (t) oder Klemmdrucks (TPcl), an dem das Flächenverhältnis
(TPA 1. top/TP A2. top) eine maximale Änderung aufweist,
wobei ein mit dieser bestimmten Messzeit (t) oder mit diesem Klemmdruck (TPcl) korrespondierender Druckwert aus dem Gewebedrucksignal (TP) oder einem davon abhängigen Signal bestimmt wird (S290), der einen zweiten systolischen Blutdruckwert (SAP2ni) darstellt.
21. Verfahren nach Anspruch 20, weiter umfassend: Ermitteln (S260) eines gleitenden Mittelwertes ((TPA1. top/TP A2. top). mean) des Flächenverhältnisses (TPA 1. top/TP A2. top) über eine Anzahl n von Gewebedruck-Pulskurven (PKi),
Ermitteln (S270) einer Differenz ((TPA 1. top/TP A2. top). diff) aus dem gleitenden Mittelwert ((TPA l .top/TPA2. top), mean) des Flächenverhältnisses und dem einzelnen Flächenverhältnis ((TPAl .top/TPA2.top).t) für jede der n Gewebedruck-Pulskurven (PKi),
Erzeugen (S280) einer Standardabweichungsfunktion ((TPA 1. top/TP A2. top). sd) aus den Differenzen (TPA 1. top/TP A2. top. diff) für die n Gewebedruck-Pulskurven (PKi) und Bestimmen der Mitte der Halbwertsbreite einer sich ausbildenden Glockenkurvenform der Standardabweichungsf nktion ((TPAl .top/TPA2.top).sd) und
Ermitteln (S290) des zweiten systolischen Blutdruckwertes (SAP2ni) anhand des Gewebedrucksignals (TP) oder eines davon abhängigen Signals, an der Mitte der Halbwertsbreite.
22. Verfahren nach Anspruch 19, wobei der mittels der Parameterfunktion (TPW-curve) erzeugte erste systolische Blutdruckwert (SAPlni) und der aus einer Systolenformveränderung der Gewebedruck- Pulskurven (PKi) während des Systolendurchgangs ermittelte zweite systolische Blutdruckwert (SAP2ni, SAP2ni*) gewichtet und gemittelt werden, um einen dritten gemittelten systolischen Blutdruckwert (SAPni) zu erhalten.
23. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei ein vierter mittlerer Blutdruckwert (MAP2ni) bestimmt wird, indem:
für aufeinanderfolgende Gewebedruck-Pulskurven (PKi, PKi+1) jeweils eine Fläche (Areg) von einer Gewebedruck-Pulskurve (PKi) bis zur darauffolgenden Gewebedruck-Pulskurve (Pki+1) berechnet wird (S450);
die berechnete Fläche (Areg) in zwei Teilflächen (Areg.sys, Areg.dia) unterteilt wird und ein Flächenverhältnis (Areg.sys/Areg.dia) gebildet wird (S460, S470); und
aus einer Änderung des Flächenverhältnisses (d(Areg.sys/Areg.dia)/dt oder d(Areg.sys/Areg.dia)/dTPcl) der aufeinanderfolgenden Gewebedruck-Pulskurven (PKi, PKi+1) ein vierter mittlerer Blutdruckwert (MAP2ni) aus einem korrespondierenden Gewebedrucksignal (TP) oder einem davon abhängigen Signal, bevorzugt dem Klemmdruck (TPcl), bestimmt wird (S480, S490).
24. Verfahren zum nicht-invasiven Bestimmen eines mittleren Blutdruckwertes (MAP2ni) aus einem Gewebedrucksignal (TP) mittels einer an einem Individuum angelegten Druckmanschette (10), wobei das Gewebedrucksignal (TP) eine Sequenz von Gewebedruck-Pulskurven (PKl-PKn) aufweist, umfassend:
Identifizieren (S440) einzelner Gewebedruck-Pulskurven (PKi) im Gewebedrucksignal (TP);
Berechnen (S450) für aufeinanderfolgende Gewebedruck-Pulskurven (PKi) jeweils einer Fläche (Areg) von einer Gewebedruck-Pulskurve (PKi) bis zur darauffolgenden Gewebedruck-Pulskurve (PKi+1); Bilden (S460) von zwei Teilflächen (Areg.sys, Areg.dia) durch Unterteilen der berechneten Fläche (Areg) und
Bestimmen (S470) eines Flächenverhältnisses (Areg.sys/Areg.dia) aus den zwei Teilflächen (Areg.sys, Areg.dia); und
Bestimmen (S480) einer maximalen Änderung des Flächenverhältnisses d(Areg.sys/Areg.dia)/dt oder d(Areg.sys/Areg.dia)/dTPcl in aufeinanderfolgenden Gewebedruck-Pulskurven (PKi, PKi+1); Bestimmen (S490) eines vierten mittleren Blutdruckwertes (MAP2ni) anhand des Gewebedrucksignals (TP) oder eines davon abhängigen Signals, bevorzugt dem Klemmdruck (TPcl), zum Zeitpunkt der maximalen Änderung des Flächenverhältnisses (d(Areg.sys/Areg.dia)/dt).
25. Verfahren nach Anspruch 23, wobei ein fünfter gewichteter und gemittelter mittlerer Blutdruckwert (MAPni) aus dem dritten mittleren Blutdruckwert (MAPlni) und dem vierten mittleren Blutdruckwert (MAP2ni) durch Wichtung und Mittelung bestimmt wird.
26. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Schritt (S140, S240, S340, S440) des Identifizierens der Gewebedruck-Pulskurven (PKi) ferner umfasst: Extrahieren der Gewebedruck- Pulskurven (PKi) durch Abziehen oder Herausfiltern (S130, S230, S330, S430) wenigstens eines Klemmdruckanteils (TPcl) vom Gewebedrucksignal (TP) und/oder Identifizieren (S 100) von wenigstens zwei aufeinanderfolgenden Gewebedruck-Pulskurven (PKI, PK2, ... ).
27. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei während des Messens ein während der Messung bestimmter Druckbereich mit wenigstens einer vorgegebenen oder adaptiven zeitlichen Druckänderungsrate durchfahren wird.
28. Messvorrichtung (90) zur nicht-invasiven Bestimmung von Blutdruckwerten aus einem mittels einer Druckmanschette (10) an einem Individuum erfassten Gewebedrucksignal (TP), wobei die Messvorrichtung (90) wenigstens eine Steuereinheit (92) umfasst, welche dazu ausgelegt ist, das Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1-27 durchzuführen.
29. Messvorrichtung (90) nach Anspruch 28, ferner umfassend einen Druckgeber (94), welcher dazu vorgesehen ist, einen Druck in der Druckmanschette (10) über einen vorgegebenen oder während der Messung bestimmten Druckbereich auf- und/oder abzubauen.
30. System zur nicht-invasiven Blutdruckbestimmung, umfassend:
eine Druckmanschette (10) mit wenigstens einem Drucksensor zur Erfassung eines Gewebedrucksignals (TP) an einem Individuum; und
eine Messvorrichtung (90) gemäß Anspruch 27 und/oder 28 zur Bestimmung von wenigstens einem Blutdruckwert aus dem erfassten Gewebedrucksignal (TP) oder einem davon abgeleiteten Signal.
31. System zur nicht-invasiven Blutdruckbestimmung nach Anspruch 30, wobei die Druckmanschette (10) als Schalenwicke lcuff ausgebildet ist, welcher eine innere knickbeständige Schale (30) umfasst.
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