EP4622538A1 - Verfahren zur bestimmung der phasen eines arteriensignals sowie hierfür ausgebildetes messgerät - Google Patents

Verfahren zur bestimmung der phasen eines arteriensignals sowie hierfür ausgebildetes messgerät

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Publication number
EP4622538A1
EP4622538A1 EP23821898.6A EP23821898A EP4622538A1 EP 4622538 A1 EP4622538 A1 EP 4622538A1 EP 23821898 A EP23821898 A EP 23821898A EP 4622538 A1 EP4622538 A1 EP 4622538A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
signal
cuff
pressure
sensor
measuring device
Prior art date
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Pending
Application number
EP23821898.6A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Bonev SLAVTCHO
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.)
Bopuls Ug
Original Assignee
Bopuls Ug
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Bopuls Ug filed Critical Bopuls Ug
Publication of EP4622538A1 publication Critical patent/EP4622538A1/de
Pending legal-status Critical Current

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Classifications

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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 for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02208—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the Korotkoff method
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analogue processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation

Definitions

  • the invention relates to a method for determining the phases of an arterial dynamic process and a measuring device designed for this purpose.
  • the measuring device is designed in particular as a blood pressure measuring device.
  • the gold standard for measuring blood pressure is the Korotkoff method (auscultatory method, see CE Grim: Auscultatory BP: still the gold standard, Journal of the American Society of Hypertension 2016; 10 (3) , 191-193).
  • the extremity for example the upper arm, is subjected to pressure using a cuff and systolic and diastolic pressure are determined by auscultation when the pressure is released.
  • the method used for measuring blood pressure The so-called Korotkof f sounds that occur can be divided into five phases:
  • the blood pressure at the beginning of the first phase is called systolic blood pressure and the blood pressure at the transition from the fourth to the fifth phase is called diastolic blood pressure.
  • the trained physician can also use auscultation to determine the presence of certain diseases based on the transitions between the phases.
  • the systolic blood pressure which is measured when the left ventricle is emptying, is determined by the first occurrence of vascular sounds while the cuff pressure is being released.
  • the artery in the upper arm is still compressed by the inflated cuff.
  • the pressure from the left half of the heart is higher than the cuff pressure, so that the blood begins to flow through the artery again.
  • the vibration of the artery now increases.
  • the diastolic blood pressure has been reached. This is the blood pressure after the ventricle has relaxed and fills with blood again.
  • the artery in the upper arm is now completely permeable again and the cuff pressure has been released.
  • the oscillometric measuring devices determine the maximum vascular oscillation and calculate the systolic and diastolic blood pressure using a mathematical formula.
  • blood pressure is calculated from the vibrations of the blood vessel wall (oscillometric measurement).
  • the systolic and diastolic blood pressure values are derived from the maximum vibration of the vessel walls (also called “mean arterial pressure”).
  • the exact algorithms for deriving the blood pressure values are usually not disclosed by the manufacturers.
  • the invention is based on the object of reducing the above-mentioned disadvantages of the prior art.
  • it is an object of the invention to determine at least one phase transition of an arterial signal as precisely as possible in a simple manner.
  • the phase transition is determined in connection with a blood pressure measurement.
  • the object of the invention is already achieved by a measuring device and by a method for determining the phases of an arterial signal according to one of the independent claims.
  • the invention relates to a measuring device for determining the phases of an arterial signal.
  • the measuring device is thus designed in such a way that it determines at least one phase transition of the arterial signal.
  • it is not necessary for the phase transition to be displayed to the user in any way. Rather, the phase transition can be determined in order to carry out a calculation, in particular a calculation of the associated blood pressure value.
  • the measuring device is therefore specially designed as a blood pressure monitor.
  • the measuring device is designed for the automated determination of at least one blood pressure value, in particular SYS and/or DIAS, by a combination of an oscillometric and an auscultatory measuring method.
  • the pressure can be kept constant over a certain period of time, which extends over several pulse beats.
  • the measuring device comprises a differential pressure sensor for detecting pressure fluctuations between the cuff and the extremity.
  • This additional sensor can be located on the underside of the cuff.
  • the sensor is positioned over the artery as intended.
  • a differential pressure sensor in the sense of the invention is understood to be a sensor which detects dynamic pressure fluctuations between the extremity and the cuff.
  • the sensor is therefore not designed as an absolute pressure sensor, but rather responds to changes in the pressure between the extremity and the cuff.
  • the arterial pulse causes a pressure fluctuation which can be detected by the additional sensor.
  • a differential pressure sensor is understood to be any sensor that measures a physical quantity which is related to a change in pressure.
  • the sensor can therefore also measure a force which is essentially proportional to the pressure or a strain which is caused by a pressure fluctuation.
  • the pressure fluctuations cause pulsating tensions in the material and/or surface deformations or vibrations between the skin and the cuff. These tensions/vibrations can be a measure of the differential pressure in the sense of the invention.
  • the senor can be characterized as a vibration sensor in a lower frequency range. Furthermore, according to one embodiment, the sensor can be characterized as a surface microphone in an upper frequency range.
  • the senor can be characterized as a strain sensor, which measures the pressure fluctuations by detecting the strain of the material induced by pressure fluctuations. It has been found that such a sensor can be used to generate an additional measurement signal which makes it surprisingly easy to determine the phase transitions of the arterial signal more precisely.
  • the transition to the first phase, third phase and/or fifth phase can be recorded more precisely (systolic pressure, mean arterial pressure, diastolic pressure).
  • the measuring device is used as a blood pressure measuring device, the phase transition can be easily defined more precisely and systolic and/or diastolic blood pressure can be determined more precisely.
  • the measurement signal from the sensor for recording the cuff pressure is used to determine the blood pressure.
  • the sensor can record the arterial signal in a frequency range that includes both the auscultatory and the oscillometric components. This allows the arterial signal, i.e. the arterial dynamic process, to be represented more accurately.
  • Oscillometric and auscultatory signals are derived from the measured arterial signal and evaluated pulse by pulse using both methods.
  • the pulse-wise curves are suitable for the automated determination of all five phases of the arterial dynamic process.
  • the differential pressure sensor preferably has a measuring range from 0.05 Hz and/or up to 500 Hz, in particular from 0.2 Hz and/or up to 200 Hz. In particular, the differential pressure sensor has a measuring range from 0.5 Hz and/or up to 100 Hz.
  • the measuring device comprises a bandpass filter which divides the signal of the differential pressure sensor into a low frequency and a high frequency component.
  • the cut-off frequency can be between 10 and 30 Hz, in particular between 15 Hz and 25 Hz.
  • the signal of the differential pressure sensor is divided into two signal components, namely a low-frequency component and a high-frequency component.
  • the low frequency component can serve as a vibration signal, particularly as an oscillometric signal.
  • the high frequency component can serve as an auscultatory signal. In the higher frequency range, the sensor therefore works as a surface microphone.
  • the signal from the differential pressure sensor in particular the oscillometric signal component, has a time offset compared to the pressure signal from the cuff. This time offset can be determined in particular at an inflection point of the respective pulse signal.
  • local maxima, minima and/or inflection points of the signal curve can be used to determine phase transitions of the arterial signal.
  • the differential pressure sensor has an active measuring area of 50-1000 mm 2 , preferably 200-700 mm 2 , particularly preferably 300-500 mm 2 .
  • the length of the cuff which is particularly designed as an upper arm or forearm cuff, is understood to be the area along the extremity in which the cuff can be inflated.
  • the length of the sensor is understood to be the length of the active measuring area.
  • the cuff can in particular have a length of 10 to 20 cm.
  • the cuff is typically designed for an upper arm circumference of 20 to 35 cm.
  • the sensor which is designed as a thin-film sensor, can in particular have a Length of 5 to 20 mm, preferably 8 to 15 mm and/or a width of 10 to 80 mm, preferably 25 to 40 mm.
  • the differential pressure sensor delivers a narrower signal during a pulse than the cuff pressure sensor.
  • the effect of the arterial pulse is locally limited. Therefore, the pulse contour can be measured more precisely with the additional sensor than by measuring the cuff pressure.
  • the measuring device comprises a proportional valve for releasing the pressure from the cuff.
  • the measuring device is thus designed in such a way that the pressure drops essentially linearly during the measuring phase. This also improves the measuring accuracy and facilitates further processing of the measuring signal.
  • the proportional valve can be designed to be electronically controlled via a pressure sensor or, depending on its design, to lead to an almost linear progression when releasing pressure.
  • the invention further relates to a method for determining the phases of an arterial signal.
  • the method is carried out in particular with the measuring device described above.
  • the pressure in a cuff extending around a vessel is measured.
  • the differential pressure between the cuff and the vessel is measured by means of a further sensor, in particular a differential pressure sensor.
  • a physical signal such as force, voltage, etc., which depends on the differential pressure, can be used to determine the differential pressure.
  • the sensor can be designed as a vibration sensor and/or surface microphone and have the measuring ranges described above.
  • the sensor signal is preferably divided into a low frequency and a high frequency component, in particular into an oscillometric and an auscultatory component.
  • the cutoff frequency between low frequency and high frequency components is preferably between 10 and 30 Hz, in particular between 15 and 25 Hz.
  • Phases of the arterial signal can be determined, in particular by taking into account an offset between the cuff pressure and the differential pressure between cuff and vessel.
  • the time offset between the cuff pressure and the differential pressure can be used to determine the phases of the arterial signal.
  • the method is preferably carried out during the depressurization of the cuff, wherein the pressure is preferably reduced substantially linearly.
  • an oscillometric signal, an auscultatory signal and a differential pressure signal can be generated.
  • the measuring device has a processor and a non-volatile memory.
  • a program is stored in the non-volatile memory, which is designed to carry out the method steps according to the method described above.
  • Fig. 1 is a schematic representation of a measuring device according to the invention.
  • Fig. 2 is a block diagram of the structure of the measuring device.
  • Fig. 3 shows the pressure curve in the cuff during a measurement.
  • Fig. 4 shows the signal curve of the cuff pressure sensor and the differential pressure sensor.
  • Fig. 4a is an enlarged representation of the signals.
  • Fig. 4b is a spectral representation of the signals.
  • Fig. 5a and 5b are graphs of the low frequency and high frequency components of the differential pressure sensor.
  • Fig. 6 compares the phases of the arterial signal with different signal curves.
  • Fig. 7 shows the waveform of the oscillometric signal during a measurement.
  • Fig. 8 shows the signal curve of the auscultatory signal during a measurement.
  • Fig. 9 shows the time difference curve of the signal of the differential pressure sensor and the cuff pressure sensor during a measurement.
  • Fig. 10 is a decision table that explains the signal evaluation.
  • Fig. 11a and Fig. 11b are schematic representations of the differential pressure sensor.
  • Fig. 12 is an equivalent circuit diagram of the differential pressure sensor.
  • Fig. 1 is a schematic representation of an embodiment of a measuring device 10 according to the invention during its use. The illustration on the right is a section.
  • the measuring device 10 comprises an inflatable cuff 11 which is placed around an extremity, in this illustration around the user's arm 20.
  • the measuring device 10 can be designed as an upper arm or lower arm measuring device for measuring blood pressure.
  • the cuff pressure is measured via the cuff pressure sensor (see Fig. 2).
  • the cuff pressure sensor (16 in Fig. 2) can be arranged in an external unit that is connected to the cuff 11 via the line (e.g. hose) 12.
  • the cuff pressure sensor measures the pneumatic pressure inside the cuff 11.
  • the arm 20 includes the bone 22 and the artery 21.
  • the cuff 11 is designed such that a differential pressure sensor 15 is arranged adjacent to the artery 21 on the underside of the cuff 11.
  • the differential pressure sensor 15 is designed as a thin-film sensor with a piezo layer.
  • the cuff 11 extends over a length of 1 m over the arm 20 .
  • the sensor 15 extends over a length l s .
  • l s is smaller than 1 M - in particular, l s is less than 20% of 1 M .
  • Fig. 2 is a schematic representation of the components of the cuff inflation device 11 .
  • the measuring device comprises a pneumatic pump 13 , by means of which the cuff 11 is inflated via the line 12 .
  • the pressure sensor 16 serves to limit the maximum pressure.
  • the measuring device is set up in such a way that a stored maximum pressure is initially generated. If there is still a pulse at this pressure, i.e. the artery is not compressed, the pressure is increased again.
  • the pump 13 is controlled via the microcontroller 17 .
  • the pressure sensor 16 also serves as a cuff pressure sensor 16 , i.e. it measures the pressure in the cuff during the measuring phase.
  • valve 18 is arranged in the line 12. To release air from the cuff, the pump 13 is switched off and the valve 18 is opened. The air now escapes via the line 12 while the measurement is being carried out.
  • the valve 18 is also controlled via the microcontroller 17.
  • the microcontroller 17 can control the valve 18 in such a way that the pressure in the cuff decreases almost linearly when deflated.
  • Fig. 3 shows the pressure curve during use of the measuring device.
  • the cuff is inflated and the pressure increases to a programmed target value.
  • the arterial signal is measured during the third phase, i.e. while the air is being released from the cuff.
  • the sensor signals shown in Fig. 4 are generated.
  • the x-axis shows the time in seconds.
  • the y-axis for the differential pressure sensor is a standardized amplitude of the measurement signal, while for the cuff pressure sensor it is the absolute pressure in mmHg.
  • the cuff pressure signal pulsates with the pulse and decreases continuously over the measurement due to the pressure release.
  • the differential pressure signal on the other hand, which in this embodiment is recorded in a measuring range between 0.1 and 100 Hz, pulsates clearly with the pulse and changes, as will be shown in more detail below, among other things due to the different phases of the arterial signal.
  • the maximum pulse amplitude is significantly higher for the differential pressure sensor than for the cuff pressure sensor. In a measuring interval, this can be 0.5 to 5% of the maximum amplitude for the cuff pressure sensor and 40 to 80% of the maximum amplitude for the differential pressure sensor.
  • the maximum pulse amplitude (at time 15 s) for the cuff pressure signal is about 2% of the measuring range and for the piezo sensor about 60% of the measuring range.
  • the piezo sensor can detect the noise (alternating components > 20 Hz) through direct contact with the skin surface and the large sensor surface.
  • the noise is absorbed by the cuff material and the Cuff air bubble so strongly dampened that the cuff pressure sensor practically no longer measures alternating components > 15 Hz (amplitudes >6 dB above noise level, see spectra of the measurement signals according to Fig. 4b).
  • the differential pressure signal is split into a low-frequency oscillatory signal and a high-frequency auscultatory signal. This is done using a bandpass filter.
  • Fig. 5a shows a typical differential pressure signal during a pulse (thin line) as an example for phase 1 and phase 3 of the arterial signal.
  • the signal from the cuff pressure sensor approximately follows the signal curve of the oscillatory signal, but is delayed by a time period At.
  • At is significantly larger in the third phase than in the first phase.
  • At is determined at an inflection point of the signal. According to another embodiment, however, it is also conceivable to determine At at a local minimum or local maximum.
  • Fig. 5b shows the signal curve of the high-frequency auscultatory signal of the differential pressure sensor. It can be seen that the signal curve in phase 1 also differs from phase 3.
  • phase 3 the envelope of the signal curve is flatter and wider (dashed line).
  • Fig. 6 shows the course of the oscillometric signal and the auscultatory signal compared with the phases of the arterial signal.
  • phase 1 blood begins to flow into the artery and a knocking sound occurs.
  • phase 2 the artery is open and there are weak tapping sounds, superimposed by murmuring sounds.
  • phase 3 the artery is so dilated that pure knocking sounds can be heard again. These are louder than in phase 1.
  • phase 4 the sounds become quieter and the typical knocking sounds disappear and are replaced by fading dull sounds until the sounds stop at the transition to phase 5.
  • the oscillometric signal is formed in this part from the low frequency component in the frequency range from 0.5 to 20 Hz.
  • the normalized signal curve is plotted against the cuff pressure signal curve.
  • both signals show characteristic changes during the phases .
  • the signals both the oscillometric and the auscultatory signal, can be converted into a spectral representation for further processing.
  • a fundamental wave is formed over the measurement time, which is plotted over a standardized amplitude.
  • the signal curve for a pulse wave is thus shown (beat to beat, as also in Fig. 8 and 9).
  • the fundamental wave rises and falls again.
  • the vibrations detected by the differential pressure sensor are at their highest.
  • a distortion factor can be derived from the fundamental wave.
  • the distortion factor is relatively high because the fundamental wave deviates quite strongly from an ideal sine wave.
  • Fig. 8 shows the auscultatory signal of the differential pressure sensor, with time on the x-axis and the relative volume in dB (A) on the y-axis.
  • the auscultatory signal is therefore the signal of the differential pressure sensor, which works as a surface microphone in this area.
  • a characteristic signal curve is also obtained over the five phases of the arterial signal.
  • Fig. 9 shows the signal curve of the time difference ⁇ t between the cuff pressure signal and the differential pressure signal.
  • the x-axis shows the time in seconds and the y-axis shows the time difference in milliseconds ms.
  • a signal curve characteristic of the different phases of the arterial signal is also obtained.
  • Fig. 10 shows a decision table showing the start of the different phases.
  • a measuring device in which the auscultatory signal and/or the time difference signal are dispensed with.
  • phase 1 and the beginning of phase 5 which are relevant for systolic and diastolic pressure, can already be determined via an inflection point of the oscillometric fundamental wave.
  • the accuracy can be increased by taking into account the distortion factor, which forms a local maximum at the beginning of phase 1 and phase 5.
  • the distortion factor which forms a local maximum at the beginning of phase 1 and phase 5.
  • phase 3 which is relevant for the mean arterial pressure, the maximum of the oscillometric fundamental wave is sufficient.
  • the corresponding algorithm can thus determine the blood pressure more accurately by narrowing it down more precisely, especially in phases 1 and 5.
  • the measurement result is less sensitive to atypical signal curves, for example due to diseases.
  • the measuring method according to the invention and the measuring device according to the invention can also be used to detect atypical phase progressions for diagnostic purposes.
  • the measurement method can be used for diagnostic purposes for the following diseases:
  • Diagnosis can be carried out in particular by evaluating the signal curves using artificial intelligence. Increased arterial stiffness precedes arteriosclerosis, which then significantly increases the risk of chronic wounds and amputations due to reduced blood flow. Arterial stiffness can be detected particularly using pulse curve profiles.
  • Endothelial dysfunction can be measured as a disturbance of endothelium-dependent vasodilation. This can be determined in particular on the basis of the rate of increase of the pressure curve.
  • Heart valve insufficiency describes a leaky heart valve, i.e. the heart valve does not close completely. Blood can flow back through the open valve, which reduces the heart's pumping capacity. In advanced stages, this can lead to heart failure. Heart valve insufficiency can be detected based on the time it takes for the pressure to rise.
  • the method according to the invention is particularly advantageous in that the phase of the arterial signal can be assigned to a measured pressure curve with high accuracy.
  • the course of the pulse-related signals can thus serve as a basis for advanced diagnostics, especially vascular health diagnostics.
  • An evaluation of the new signals over longer periods of time using artificial intelligence can serve both to expand the knowledge base about the cardiovascular system and to improve early diagnosis. This can support the timely and correct application of appropriate therapies and the evaluation of their success.
  • Fig. 11a and Fig. 11b are schematic representations of the differential pressure sensor 15.
  • the differential pressure sensor 15 comprises a piezo layer 15a, which is formed as a thin film.
  • the piezo layer 15a is surrounded by two conductive layers 15b.
  • the conductive layers 15b can be formed as metal-deposited plastic layers.
  • the sensor 15 thus forms a capacitor in the equivalent circuit shown in Fig. 12, the capacitance of which changes.
  • the circuit includes the capacitance of the sensor , the capacitance of the line, i.e. the cable , in particular of the coaxial cable leading to the terminals 15c, as well as the internal resistance R ⁇ of the amplifier circuit.
  • An output voltage U is generated as a function of the differential pressure acting on the sensor 15.
  • the invention made it possible to easily and automatically record the phases of an arterial signal with high accuracy.

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Abstract

Die Offenbarung betrifft ein Messgerät zur Bestimmung der Phasen eines Arteriensignals, insbesondere Blutdruckmessgerät. Das Messgerät umfasst eine um eine Extremität anlegbare aufblasbare Manschette, einen Sensor zur Erfassung des in der Manschette vorhandenen Fluiddrucks sowie einen Differenzdrucksensor zur Erfassung von Druckschwankungen zwischen der Manschette und der Extremität.

Description

Verfahren zur Bestimmung der Phasen eines Arteriensignals sowie hierfür ausgebildetes Messgerät
Beschreibung
Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der Phasen eines arteriendynamischen Prozesses sowie ein hierfür ausgebildetes Messgerät. Das Messgerät ist insbesondere als Blutdruckmessgerät ausgebildet.
Hintergrund der Erfindung
In der Praxis sind zwei Verfahren verbreitet, um die physiologisch wichtigen Blutdruckwerte SYS und DIAS nichtinvasiv zu messen: auskultatorisch (nach Korotkoff, Goldstandard) und oszillometrisch (nach Riva-Rocci) . Beide Verfahren nutzen eine Druckmanschette. Die ozillometrische Messmethode ist vor allem bei Blutdruckmessgeräten verbreitet, die eine automatisierte Messung vornehmen (siehe G.
Drzewiecki: Noninvasive Arterial Blood Pressure and Mechanics, The Biomedical Engineering Handbook, 2nd Edition, 2000;
Chapter 71.2) .
Als Goldstandard beim Blutdruckmessen gilt die Methode nach Korotkoff (auskultatorisches Verfahren, siehe C. E. Grim: Auscultatory BP: still the gold standard, Journal of the American Society of Hypertension 2016; 10 (3) , 191-193) . Dabei wird mittels einer Manschette die Extremität, also beispielsweise der Oberarm, unter Druck gesetzt und beim Ablassen des Drucks systolischer und diastolischer Druck auskultatorisch bestimmt. Die beim Blutdruckmessen auftretenden sogenannten Korotkof f-Geräusche lassen sich in fünf Phasen einteilen:
Mit dem Eindringen des Blutes in die Arterie setzt ein scharfes Klopfgeräusch ein, dessen Intensität im Laufe der 1. Phase zunimmt.
In der zweiten Phase wird das Klopfgeräusch von einem zusätzlichen Murmelgeräusch begleitet.
In der dritten Phase sind wiederum reine Klopfgeräusche zu hören, die nun besonders stark und scharf sind.
In der vierten Phase klingen die Töne gedämpft und leiser, die typischer Klopf qualität verschwindet, bis in der fünften Phase die Geräusche verschwinden (siehe auch S. Eckert: 100 Jahre Blutdruckmessung nach Riva-Rocci und Korotkoff, Journal für Hypertonie 2006; 10 (3) , 7-13, www.kup.at/hypertonie) .
Der bei Beginn der ersten Phase anliegende Blutdruck wird als systolischer Blutdruck und der beim Übergang von der vierten in die fünfte Phase anliegende Blutdruck als diastolischer Blutdruck bezeichnet. Bei der reinen Blutdruckmessung sind vor allem diese beiden Werte von Relevanz.
Weiter kann durch den geschulten Arzt auskultatorisch auch anhand der Übergänge zwischen den Phasen auf bestimmte Erkrankungen geschlossen werden.
Vorstehende, als Goldstandard geltende Messmethode ist allerdings aufwendig und erfordert geschultes Personal.
Die geschichtliche Entwicklung sowie die Messproblematik sind in der folgenden Veröffentlichung umfassend erläutert:
J. Allen: Characterization of the Korotkoff sounds using joint time-frequency analysis, Physiological Measurement 2004; 25, 107-117 . Es gibt darüber hinaus eine Viel zahl von Blutdruckmessgeräten, welche automatisiert systolischen und diastolischen Blutdruck messen . Bei einfacher Bauart umfasst das Messgerät lediglich einen Sensor, welcher den Manschettendruck misst . Die Manschette wird so lange aufgepumpt , bis keine Druckschwankungen mehr gemessen werden . Anschließend wird ein Ventil geöf fnet und während des Ablassens der Luft wird mittels des Drucksensors der Druckverlauf gemessen . Der in der Manschette vorhandene Druck schwankt dabei mit dem Puls . —
Handelsüblich verfügbare Blutdruckmessgeräte verfügen daher in der Regel über einen Rechenalgorithmus , welcher allein aus dem Manschettendruck diastolischen und systolischen Druck bestimmt . Diese Messung ist allerdings ungenau . Insbesondere bei Personen, bei denen beispielsweise aufgrund einer Erkrankung der typische Druckverlauf von der Norm abweicht , kann eine derartige Blutdruckmessung stark verfälschte Werte anzeigen, da der Rechenalgorithmus auf einen Standardpatienten ausgerichtet ist ( siehe J . Liu : Patient-Speci fic Oscillometric Blood Pressure Measurement , IEEE Transactions on Biomedical Engineering 2015 ; 63 ( 6 ) , 1220- 1228 ) .
Der systolische Blutdruck, der beim Entleeren der linken Herzkammer gemessen wird, wird durch das erste Auftreten von Gefäßgeräuschen während des Ablassens des Manschettendrucks bestimmt . Die Schlagader am Oberarm ist durch die auf gepumpte Manschette noch abgepresst . Der von der linken Herzhäl fte wirkende Druck ist dabei höher als der Manschettendruck, so dass das Blut wieder durch die Schlagader zu fließen beginnt . Die Schwingung der Ader nimmt j etzt zu . Sobald das letzte Geräusch zu hören ist , ist der diastolische Blutdruck erreicht . Das ist der Blutdruck nach Erschlaf fung der Herzkammer, sobald sich die Herzkammer wieder mit Blut füllt . Die Schlagader am Oberarm ist nun wieder völlig durchgängig und der Manschettendruck abgelassen . Die os zillometrisch messenden Geräte ermitteln aber die maximale Gefäßschwingung und errechnen dadurch über eine mathematische Formel den systolischen und diastolischen Blutdruck .
Insbesondere wird der Blutdruck aus den Schwingungen der Blutgefäßwand errechnet ( os zillometrische Messung) . Üblicherweise werden der systolische und der diastolische Blutdruckwert aus der maximalen Schwingung der Gefäßwände ( auch „arterieller Mitteldruck" genannt ) abgeleitet . Die genauen Algorithmen zur Herleitung der Blutdruckwerte werden von den Herstellern meist nicht bekanntgegeben .
Bei einer völlig unregelmäßigen Herzschlagfolge ( absoluter Arrhythmie ) ist die os zillometrische Messung fehlerbehaftet .
Viele Geräte pumpen auch maximal auf und messen dann in der Ablassphase . Der auf gebaute Druck wird dabei teilweise als unangenehm wahrgenommen .
Es ist bislang nicht hinreichend gelungen, die Bestimmung der Phasen eines Arteriensignals Korotkof f hinreichend zu mechanisieren .
Aufgabe der Erfindung
Der Erfindung liegt demgegenüber die Aufgabe zugrunde , die genannten Nachteile des Standes der Technik zu reduzieren . Es ist insbesondere eine Aufgabe der Erfindung, zumindest einen Phasenübergang eines Arteriensignals auf einfache Weise möglichst genau zu bestimmen . Insbesondere erfolgt die Bestimmung des Phasenübergangs im Zusammenhang mit einer Blutdruckmessung . Zusammenfassung der Erfindung
Die Aufgabe der Erfindung wird bereits durch ein Messgerät sowie durch ein Verfahren zur Bestimmung der Phasen eines arteriellen Signals nach einem der unabhängigen Ansprüche gelöst .
Bevorzugte Aus führungs formen und Weiterbildungen der Erfindung sind dem Gegenstand der abhängigen Ansprüche , der Beschreibung sowie den Zeichnungen zu entnehmen .
Die Erfindung betri f ft ein Messgerät zur Bestimmung der Phasen eines arteriellen Signals . Das Messgerät ist also derart ausgebildet , dass dieses zumindest einen Phasenübergang des arteriellen Signals bestimmt . Im Sinne der Erfindung ist es dabei nicht erforderlich, dass der Phasenübergang in irgendeiner Weise dem Benutzer angezeigt wird . Vielmehr kann der Phasenübergang dazu bestimmt werden, um eine Berechnung, insbesondere eine Berechnung des dazugehörigen Blutdruckwertes vorzunehmen .
Das Messgerät ist also insbesondere als Blutdruckmessgerät ausgebildet .
Insbesondere ist dass Messgerät zur automatisierten Bestimmung zumindest eines Blutdruckwertes , insbesondere SYS und/oder DIAS , durch eine Kombination eines os zillometrischen und eines auskultatorischen Messverfahrens ausgebildet .
Das Messgerät umfasst eine um eine Extremität anlegbare aufblasbare Manschette . Insbesondere kann das Messgerät als Oberarm- oder Unterarmmessgerät ausgebildet sein . Die Manschette kann mittels einer Pumpe aufgeblasen werden, bis der arterielle Blutfluss zum Erliegen kommt und sodann durch Ablassen des Drucks aus der Manschette das arterielle Signal gemessen wird, insbesondere zur Bestimmung des Blutdrucks .
Bei einer anderen Aus führungs form kann eine Messung während des Aufpumpens vorgenommen werden .
Auch kann, wie es bei einer Aus führungs form vorgesehen ist , der Druck über eine gewissen Zeitspanne konstant gehalten werden, welche sich über mehrere Pulsschläge erstreckt .
Das Messgerät erfasst einen Sensor zur Erfassung des in der Manschette vorhandenen Fluiddrucks . Dieser Sensor kann insbesondere der Erfassung des Blutdrucks dienen . Dieser Drucksensor erfasst insbesondere den Absolutdruck . Der Sensor kann insbesondere im Messgerät selbst angeordnet sein, welches über einen Schlauch mit der Manschette verbunden ist .
Weiter umfasst das Messgerät gemäß der Erfindung einen Di f ferenzdrucksensor zur Erfassung von Druckschwankungen zwischen der Manschette und der Extremität .
Dieser zusätzliche Sensor kann insbesondere an der Unterseite der Manschette ausgebildet sein . Der Sensor wird bestimmungsgemäß über der Arterie positioniert .
Unter einem Di f ferenzdrucksensor im Sinne der Erfindung wird ein Sensor verstanden, welcher dynamische Druckschwankungen zwischen Extremität und Manschette erfasst . Der Sensor ist also nicht als Absolutdrucksensor ausgebildet , sondern spricht auf Änderungen des Drucks zwischen Extremität und Manschette an . In einer Pulsphase entsteht durch den arteriellen Impuls eine Druckschwankung, welche durch den zusätzlichen Sensor erfasst werden kann .
Im Sinne der Erfindung wird unter einem Di f ferenzdrucksensor j eglicher Sensor verstanden, der eine physikalische Messgröße misst , welche mit einer Druckänderung im Zusammenhang steht . Der Sensor kann also auch insbesondere eine Kraft messen, welche im Wesentlichen proportional zum Druck ist oder eine Dehnung messen, welche durch eine Druckschwankung hervorgerufen wird .
So werden durch die Druckschwankungen pulsierende Spannungen im Material und/oder Oberflächenverformungen bzw . Schwingungen zwischen Haut und Manschette hervorgerufen . Diese Spannungen/Schwingungen können ein Maß für den Di f ferenzdruck im Sinne der Erfindung sein .
Der weitere Sensor kann insbesondere auch als Sensor zur Erfassung des transmuralen Druck definiert sein .
Der Sensor ist vorzugsweise als Flächensensor, insbesondere als Dünnschichtsensor ausgebildet . Es kann sich insbesondere um einen piezoelektrischen Sensor handeln . Nach dem piezoelektrischen Prinzip funktionierende Dünnschichtsensoren umfassen eine piezoelektrische Schicht , welche von zwei leitenden Schichten umschlossen ist . Die leitenden Schichten können insbesondere ein mit einem Metall bedampfter Kunststof f sein .
Gemäß einer Aus führungs form der Erfindung lässt sich der Sensor in einem unteren Frequenzbereich als Schwingungssensor charakterisieren . Weiter kann gemäß einer Aus führungs form der Sensor in einem oberen Frequenzbereich als Oberflächenmikrofon charakterisiert werden .
Weiter kann der Sensor als Dehnungssensor charakterisiert werden, welcher die Druckschwankungen misst , indem durch Druckschwankung induzierte Dehnung des Materials erfasst wird . Es hat sich herausgestellt , dass über einen derartigen Sensor ein zusätzliches Messsignal erzeugt werden kann, welches auf überraschend einfache Weise die Bestimmung der Phasenübergänge des arteriellen Signals genauer ermöglicht . So kann insbesondere bei der Blutdruckmessung der Übergang zur ersten Phase , dritten Phase und/oder fünften Phase genauer erfasst werden ( systolischer Druck, mittlerer arterieller Druck, diastolischer Druck) . Wird das Messgerät als Blutdruckmessgerät verwendet , kann so der Phasenübergang auf einfache Weise genauer eingegrenzt werden und damit systolischer und/oder diastolischer Blutdruck genauer bestimmt werden . Zur Bestimmung des Blutdrucks dient dabei das Messsignal des Sensors zur Erfassung des Manschettendrucks .
Mit dem Sensor kann das Arteriensignal in einem Frequenzbereich erfasst werden, der sowohl den auskultatorischen Anteil als auch den ozillometrischen Anteil umfasst . So wird das Arteriensignal , also der arteriendynamischen Prozess , getreuer abgebildet . Aus dem gemessenen Arteriensignal werden os zillometrisches und auskultatorisches Signal abgeleitet und nach beiden Verfahren pulsweise ausgewertet .
Die pulsweisen Verläufe eignen sich bei einer Aus führungs form für die automatisierte Bestimmung aller fünf Phasen des arteriendynamischen Prozesses .
Der Di f ferenzdrucksensor hat vorzugsweise einen Messbereich ab 0 , 05 Hz und/oder bis 500 Hz , insbesondere ab 0 , 2 Hz und/oder bis 200 Hz . Insbesondere hat der Di f ferenzdrucksensor einen Messbereich ab 0 , 5 Hz und/oder bis 100 Hz .
Wesentlich für diese Aus führungs form der Erfindung ist , dass der Sensor bereits in einem niederfrequenten Bereich, insbesondere ab 0 , 1 Hz , Schwingungen erfasst . Die untere Grenz frequenz sollte insbesondere nicht mehr als 10% der typischen Puls frequenz betragen .
Bei einer Weiterbildung der Erfindung umfasst das Messgerät einen Bandpass filter, welcher das Signal des Di f ferenzdrucksensors in einen Niederfrequenz- und einen Hochfrequenzanteil auf teilt .
Die Grenz frequenz kann dabei insbesondere zwischen 10 und 30 Hz , insbesondere zwischen 15 Hz und 25 Hz liegen .
Bei dieser Aus führungs form der Erfindung wird das Signal des Di f ferenzdrucksensors in zwei Signalanteile aufgeteilt , nämlich einen niederfrequenten Anteil und einen hochfrequenten Anteil .
Der niederfrequente Anteil kann als Schwingungssignal , insbesondere als os zillometrisches Signal , dienen . Der hochfrequente Anteil kann als auskultatorisches Signal dienen . In dem höherf requenten Bereich arbeitet der Sensor mithin als Oberflächenmikrofon .
Es hat sich herausgestellt , dass das Signal des Di f ferenzdrucksensors , insbesondere der os zillometrische Signalanteil , einen Zeitversatz gegenüber dem Signal des Drucksignals der Manschette aufweist . Dieser Zeitversatz kann insbesondere an einem Wendepunkt des j eweiligen Pulssignals bestimmt werden .
Der Erfinder hat herausgefunden, dass die Länge dieses Zeitversatzes von der Phase des arteriellen Signals abhängt .
Gemäß einer Aus führungs form der Erfindung umfasst das Messgerät daher eine Einrichtung zur Berechnung der Phasen des arteriellen Signals , welche den Beginn und/oder das Ende zumindest einer Phase unter Berücksichtigung eines Zeitversatzes zwischen dem Signal des Sensors des Fluidrucks und dem Differenzdrucksensor berechnet.
Zur Bestimmung von Phasenübergängen des arteriellen Signals können insbesondere lokale Maxima, Minima und/oder Wendepunkte des Signalverlaufs dienen.
Die Auswertung kann insbesondere pulsweise erfolgen. Dabei kann pro Puls jeweils ein Merkmal des Signalverlaufs extrahiert werden (z.B. die Grundwellenamplitude, Klirrfaktor etc.) und über die Zeit aufgetragen werden.
Der Differenzdrucksensor erstreckt sich vorzugsweise über weniger als 50%, besonders bevorzugt weniger als 20%, ganz bevorzugt weniger als 10% der Länge der Manschette. Insbesondere erstreckt sich dieser über 3 bis 20%, vorzugsweise 5 bis 15% der Länge der Manschette (in Längsrichtung) .
Bei einer Aus führungs form der Erfindung hat der Differenzdrucksensor eine aktive Messfläche von 50-1000 mm2, vorzugsweise von 200-700 mm2, besonders bevorzugt von 300- 500 mm2.
Unter der Länge der Manschette, welche insbesondere als Oberarm- oder Unterarmmanschette ausgebildet ist, wird der Bereich entlang der Extremität verstanden, in welcher die Manschette auf gepumpt werden kann. Unter der Länge des Sensors wird entsprechend die Länge der aktiven Messfläche verstanden.
Die Manschette kann insbesondere eine Länge von 10 bis 20 cm umfassen. Typischerweise ist die Manschette für einen Oberarmumfang von 20 bis 35 cm ausgelegt. Der als Dünnschichtsensor ausgebildete Sensor kann insbesondere eine Länge von 5 bis 20 mm, vorzugsweise 8 bis 15 mm und/oder eine Breite von 10 bis 80 mm, vorzugsweise von 25 bis 40 mm aufweisen .
Durch die entsprechende Dimensionierung von Sensor und Manschette liefert der Di f ferenzdrucksensor während eines Pulses ein schmaleres Signal als der Manschettendrucksensor . Die Einwirkung des Arterienpulses ist örtlich beschränkt . Daher kann mit dem zusätzlichen Sensor die Pulskontur exakter gemessen werden als mittels einer Messung des Manschettendrucks .
Bei einer bevorzugten Aus führungs form umfasst das Messgerät zum Ablassen des Drucks aus der Manschette ein Proportionalventil . Das Messgerät ist damit derart ausgebildet , dass in der Messphase der Druck im Wesentlichen linear sinkt . Dies verbessert ebenfalls die Messgenauigkeit und erleichtert die Weiterverarbeitung des Messsignals .
Das Proportionalventil kann dabei sowohl elektronisch gesteuert über einen Drucksensor ausgebildet sein als auch bauartbedingt beim Druckablassen zu einem annähernd linearen Verlauf führen .
Die Erfindung betri f ft des Weiteren ein Verfahren zur Bestimmung der Phasen eines Arteriensignals . Das Verfahren wird insbesondere mit vorstehend beschriebenem Messgerät durchgeführt .
Gemäß der Erfindung wird zum einen der Druck in einer sich um ein Gefäß erstreckenden Manschette gemessen . Zum anderen wird über einen weiteren Sensor, insbesondere einen Di f ferenzdrucksensor, der Di f ferenzdruck zwischen Manschette und Gefäß gemessen . Wie vorstehend beschrieben, kann zur Bestimmung des Differenzdrucks ein physikalisches Signal wie Kraft, Spannung etc. verwendet werden, welches vom Differenzdruck abhängt. Insbesondere kann der Sensor als Schwingungssensor und/oder Oberflächenmikrofon ausgebildet sein und die vorstehend beschriebenen Messbereiche aufweisen.
Vorzugsweise wird ein Sensor mit einer unteren Grenzfrequenz von weniger als 0,5 Hz, vorzugsweise weniger als 0,3 Hz, insbesondere von 0,05 bis 0,5, besonders bevorzugt von 0,08 bis 0,12 Hz verwendet.
Das Signal des Sensors wird vorzugsweise in einen Niederfrequenz- und einen Hochfrequenzanteil aufgeteilt, und zwar insbesondere in einen oszillometrischen und einen auskultatorischen Anteil.
Die Grenzfrequenz zwischen Niederfrequenz- und einen Hochfrequenzanteil liegt vorzugsweise zwischen 10 und 30 Hz, insbesondere zwischen 15 und 25 Hz.
Phasen des Arteriensignals können insbesondere unter Berücksichtigung eines Versatzes zwischen dem Manschettendruck und dem Differenzdruck zwischen Manschette und Gefäß bestimmt werden .
Weiter kann, wie bereits vorstehend beschrieben, der Zeitversatz zwischen dem Manschettendruck und dem Differenzdruck der Bestimmung der Phasen des Arteriensignals dienen .
Das Verfahren wird vorzugsweise während des Ablassens des Drucks aus der Manschette durchgeführt, wobei der Druck vorzugsweise im Wesentlichen linear reduziert wird. Zur Bestimmung der Phasen kann insbesondere ein os zillometrisches Signal , ein auskultatorisches Signal und ein Di f ferenzdrucksignal generiert werden .
Phasen des Arteriensignals können insbesondere über Wendepunkte und/oder lokalem Minima oder Maxima der Signale bestimmt werden . Wendepunkte bei Signalverläufen werden auch als Trendwechsel bezeichnet . Dies ist die Stelle des Messsignals , an dem das Signal sein Krümmungsverhalten ändert , also entweder von einer Rechtskurve in eine Linkskurve oder umgekehrt die Richtung ändert . Insbesondere werden Wendepunkte und/oder lokalem Minima oder Maxima des Signals bei einer pulsweiten Auswertung verwendet .
Der Beginn der ersten Phase des arteriellen Signals ist dadurch definiert , dass das Blut anfängt , in die Arterie einzufließen und ein scharfes Klopfgeräusch einsetzt .
Es hat sich herausgestellt , dass das os zillometrische Signal in dieser Phase einen Wendepunkt voll führt .
Gleichzeitig hat der Klirrfaktor des os zillometrischen Signals ein lokales Maximum . Der Klirrfaktor ist das Maß für Verzerrungen eines sinus förmigen Signals . Der Klirrfaktor gibt an, in welchem Maße die Oberschwingungen, die sinus förmige Grundschwingung überlagern und lässt sich mathematisch bestimmen .
Die zweite Phase , also wenn das Klopfgeräusch der ersten Phase von einem zusätzlichen Murmelgeräusch begleitet wird, verursacht ein lokales Maximum des auskultatorischen Signals und/oder einen Wendepunkt des Di f ferenzsignals .
Die dritte Phase , in der nun wiederum reine Klopfgeräusche zu hören sind, ist maßgeblich für den arteriellen Mitteldruck . In der dritten Phase liegt ein lokales Maximum des os zillometrischen Signals und/oder ein lokales Minimum des Klirrfaktors des os zillometrischen Signals vor .
Die vierte Phase , in welcher die Töne gedämpft klingen und das typische Klopfen verschwindet , kann durch ein lokales Maximum des auskultatorischen Signals und/oder ein lokales Maximums des Di f ferenzsignals bestimmt werden .
Entscheidend für den diastolischen Druck ist der Übergang der vierten Phase in die fünfte Phase . In der fünften Phase verschwinden die Geräusche völlig . Dies lässt sich durch einen Wendepunkt des os zillometrischen Signals , ein lokales Maximum des Klirrfaktors des os zillometrischen Signals , einen Wendepunkt des auskultatorischen Signals und/oder einen Wendepunkt des Di f ferenzsignals bestimmen .
Über diese Phasenbestimmung kann insbesondere bei einer Blutdruckmessung der Zeitpunkt der Messung des systolischen und/oder diastolischen Drucks und/oder des mittleren arteriellen Drucks eingegrenzt werden .
Die Erfindung betri f ft des Weiteren ein medi zinisches Messgerät , welches zur Aus führung vorstehend beschriebenen Verfahrens ausgebildet ist . Das Messgerät kann insbesondere als Blutdruckmessgerät ausgebildet sein .
Das Messgerät hat einen Prozessor sowie einen nicht flüchtigen Speicher . Auf dem nicht flüchtigen Speicher ist ein Programm hinterlegt , welches dazu ausgebildet ist , die Verfahrensschritte gemäß vorstehend beschriebenem Verfahrens aus zuführen .
Kurzbeschreibung der Zeichnungen Der Gegenstand der Erfindung soll im Folgenden bezugnehmend auf die Zeichnungen Fig. 1 bis Fig. 12 näher erläutert werden.
Fig. 1 ist eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Messgeräts.
Fig. 2 ist ein Blockschaltbild des Aufbaus des Messgeräts.
Fig. 3 zeigt den Druckverlauf in der Manschette während einer Messung .
Fig. 4 zeigt den Signalverlauf von Manschettendrucksensor und Differenzdrucksensor. Fig. 4a ist eine vergrößerte Darstellung der Signale. Fig. 4b ist eine Spektraldarstellung der Signale.
Fig. 5a und 5b sind Graphen der Niedrigfrequenz- und Hochfrequenzanteile des Differenzdrucksensors.
Fig. 6 stellt die Phasen des arteriellen Signals verschiedenen Signalverläufen gegenüber.
Fig. 7 zeigt den Signalverlauf des oszillometrischen Signals während einer Messung.
Fig. 8 zeigt den Signalverlauf des auskultatorischen Signals während einer Messung.
Fig. 9 zeigt den Zeitdifferenzverlauf von dem Signal des Differenzdrucksensors und dem Manschettendrucksensor während einer Messung.
Fig. 10 ist eine Entscheidungstabelle, anhand der die Signalauswertung erläutert wird. Fig. Ila und Fig. 11b sind schematische Darstellungen des Differenzdrucksensors .
Fig. 12 ist ein Ersatzschaltbild des Differenzdrucksensors.
Detaillierte Beschreibung der Zeichnungen
Fig. 1 ist eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels eines erfindungsgemäßen Messgerätes 10 während dessen Anwendung. Die Darstellung rechts ist ein Schnitt .
Das Messgerät 10 umfasst eine aufblasbare Manschette 11, welche um eine Extremität, in dieser Darstellung um den Arm 20 des Benutzers, gelegt ist. Insbesondere kann das Messgerät 10 als Oberarm- oder Unterarmmessgerät zur Messung des Blutdrucks ausgebildet sein.
Uber den Manschettendrucksensor (siehe Fig. 2) wird der Manschettendruck erfasst. Der Manschettendrucksensor (16 in Fig. 2) kann in einer externen Einheit angeordnet sein, die über die Leitung (z.B. Schlauch) 12 mit der Manschette 11 verbunden ist. Der Manschettendrucksensor erfasst den pneumatischen Druck innerhalb der Manschette 11.
Der Arm 20 umfasst den Knochen 22 sowie die Arterie 21.
Die Manschette 11 ist so angelegt, dass angrenzend an die Arterie 21 an der Unterseite der Manschette 11 ein Differenzdrucksensor 15 angeordnet ist.
Signale des Differenzdrucksensors 15 können über die Anschlüsse 15c an eine externe Einheit des Messgeräts 10 weitergeleitet werden. Der Di f ferenzdrucksensor 15 ist als Dünnschichtsensor mit einer Piezoschicht ausgebildet .
Die Manschette 11 erstreckt sich über eine Länge 1M über den Arm 20 .
Der Sensor 15 erstreckt sich über eine Länge ls . ls ist dabei kleiner als 1M - Insbesondere beträgt ls weniger als 20% von 1M .
Mittels des Di f ferenzdrucksensors 15 wird ein zweites Messsignal generiert , welches im Folgenden im Detail beschrieben wird .
Fig . 2 ist eine schematische Darstellung der Komponenten des Messgeräts zum Aufpumpen der Manschette 11 .
Das Messgerät umfasst eine pneumatische Pumpe 13 , mittels der über die Leitung 12 die Manschette 11 aufgepumpt wird .
Beim Aufpumpen dient der Drucksensor 16 der Begrenzung des Maximaldrucks . So ist das Messgerät beispielsweise derart eingerichtet , dass zunächst ein abgespeicherter Maximaldruck erzeugt wird . I st bei diesem Druck noch ein Pulsen vorhanden, die Arterie also nicht abgedrückt , so wird der Druck nochmals erhöht .
Die Pumpe 13 wird über den Mikrocontroller 17 gesteuert .
Der Drucksensor 16 dient zugleich als Manschettendrucksensor 16 , misst also den Druck in der Manschette während der Messphase .
Weiter ist in der Leitung 12 das Ventil 18 angeordnet . Zum Ablassen von Luft aus der Manschette ist die Pumpe 13 abgeschaltet und das Ventil 18 wird geöf fnet . Über die Leitung 12 entweicht nunmehr die Luft , während die Messung durchgeführt wird .
Das Ventil 18 wird ebenfalls über den Mikrocontroller 17 angesteuert .
Basierend auf dem Signal des Manschettendrucksensors 16 kann der Mikrocontroller 17 das Ventil 18 derart ansteuern, dass beim Ablassen der Druck in der Manschette nahezu linear abnimmt .
Fig . 3 zeigt den Druckverlauf während der Verwendung des Messgeräts .
In einer ersten Phase wird die Manschette aufgepumpt und der Druck steigt bis zu einem einprogrammierten Sollwert an .
Sodann folgt eine kurze zweite Phase , in der die Pumpe abgeschaltet ist .
Anschließend wird in einer dritten Phase die Luft aus der Manschette herausgelassen, wobei der Druck linear sinkt , bis in einer vierten Phase die Luft aus der Manschette abgelassen ist , so dass der Druck in der Manschette Atmosphärendruck entspricht .
Die Messung des arteriellen Signals erfolgt während der dritten Phase , also während des Ablassens der Luft aus der Manschette .
Dabei werden die in Fig . 4 dargestellten Sensorsignale generiert . Auf der x-Achse ist jeweils die Zeit in Sekunden aufgetragen.
Bei der y-Achse handelt es sich beim Differenzdrucksensor (Piezosensor) um eine normierte Amplitude des Messsignals, beim Manschettendrucksensor um den absoluten Druck in mmHg.
Das Manschettendrucksignal pulsiert mit dem Puls und nimmt aufgrund des Druckablassens über die Messung kontinuierlich ab .
Aufgrund der Verwendung des Proportionalventils erfolgt die Abnahme im Wesentlichen linear.
Das Differenzdrucksignal dagegen, welches in diesem Ausführungsbeispiel in einem Messbereich zwischen 0,1 und 100 Hz aufgenommen wird, pulsiert deutlich mit dem Puls und verändert sich, wie im Folgenden noch ausführlich dargestellt wird, unter anderem aufgrund der verschiedenen Phasen des arteriellen Signals.
Die maximale Pulsamplitude ist, wie in der Detaildarstellung gemäß Fig. 2 zu erkennen ist, beim Differenzdrucksensor deutlich höher als beim Manschettendrucksensor. Diese kann in einem Messintervall beim Manschettendrucksensor 0,5 bis 5 % der maximalen Amplitude, beim Differenzdrucksensor 40 bis 80 % der maximalen Amplitude betragen.
In dieser Darstellung beträgt z.B. im gleichen Messintervall von z.B. 0-40 Sekunden die maximale Pulsamplitude (beim Zeitpunkt 15 s) beim Manschettendrucksignal etwa 2% des Messbereichs und beim Piezosensor etwa 60% des Messbereichs.
Darüber hinaus kann der Piezosensor durch den direkten Kontakt mit der Hautoberfläche und der großen Sensorfläche die Geräusche (Wechselanteile > 20 Hz) erfassen. Die Geräusche werden durch das Manschettenmaterial und die Manschettenluftblase so stark gedämpft, so dass der Manschettendrucksensor Wechselanteile > 15 Hz vom praktisch nicht mehr misst (Amplituden >6 dB über Rauschpegel, siehe Spektren der Messsignale gemäß Fig. 4b) .
Das Signal des Differenzdrucksignals wird in ein niedrigfrequentes oszillatorisches Signal und ein hochfrequentes auskultatorisches Signal auf geteilt. Dies erfolgt mittels eines Bandpassfilters.
Fig. 5a zeigt ein typisches Differenzdrucksignal während eines Pulses (dünne Linie) beispielhaft für Phase 1 und für Phase 3 des arteriellen Signals.
Zu erkennen ist, dass sich das Signal unterscheidet, insbesondere in Phase 3 weniger stark abfällt.
Weiter ist in Fig. 5a gleichzeitig das Signal des Manschettendrucksensors auf getragen .
Das Signal des Manschettendrucksensors folgt in etwa dem Signalverlauf des oszillatorischen Signals, ist aber um eine Zeitspanne At zeitversetzt.
In dieser beispielhaften Darstellung ist zu erkennen, dass At in der dritten Phase deutlich größer ist als in der ersten Phase .
At wird in diesem Ausführungsbeispiel an einem Wendepunkt des Signals bestimmt. Gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel ist aber auch denkbar, At bei einem lokalen Minimum oder lokalen Maximum zu bestimmen.
Fig. 5b zeigt den Signalverlauf des hochfrequenten, auskultatorischen Signals des Differenzdrucksensors. Zu erkennen ist , dass sich auch bei diesem Signal der Signalverlauf in Phase 1 von Phase 3 unterscheidet .
Insbesondere ist in Phase 3 die Einhüllende des Signalverlaufs flacher und breiter ausgebildet ( gestrichelte Linie ) .
Fig . 6 zeigt gegenübergestellt die Verläufe des os zillometrischen Signals , des auskultatorischen Signals in Gegenüberstellung mit den Phasen des arteriellen Signals .
In Phase 1 beginnt das Blut in die Arterie zu fließen und es kommt zu Klopfgeräuschen .
In Phase 2 ist die Arterie geöf fnet und es kommt zu schwachen Klopfgeräuschen, überlagert von Murmelgeräuschen .
In Phase 3 ist die Arterie derart auf , dass wieder reine Klopfgeräusche zu hören sind . Diese sind stärker als in Phase 1 .
In Phase 4 werden die Geräusche leiser und die typischen Klopfgeräusche fallen weg und werden durch abklingen stumpfe Geräusche ersetzt , bis die Geräusche zum Übergang in die 5 . Phase aufhören .
Das os zillometrische Signal wird in diesem Anteil aus dem Niedrigfrequenzanteil im Frequenzbereich von 0 , 5 bis 20 Hz gebildet .
Der normierte Signalverlauf ist gegenüber dem Manschettendrucksignalverlauf auf getragen .
Zu erkennen ist , dass es bei beiden Signalen zu charakteristischen Änderungen während der Phasen kommt . Gleiches gilt für das auskultatorische Signal, welches über einen Bandfilter, in diesem Ausführungsbeispiel über einen Passfilter, von 20 bis 100 Hz aufgetragen ist.
Wie unten dargestellt, können die Signale, und zwar sowohl das oszillometrische als auch das auskultatorische Signal in eine Spektraldarstellung überführt, um sodann weiterverarbeitet zu werden .
Für das oszillometrische Signal bildet sich, wie in Fig. 7 dargestellt, über die Messzeit eine Grundwelle, die über eine normierte Amplitude auf getragen ist. Dargestellt ist also der Signalverlauf für ein Pulswelle (beat to beat, so auch in Fig. 8 und 9) .
Die Grundwelle steigt an und fällt wieder ab.
In etwa der Mitte der Messung sind also die Schwingungen, die durch den Differenzdrucksensor erfasst werden, am höchsten.
Aus der Grundwelle kann ein Klirrfaktor abgeleitet werden. Der Klirrfaktor ist relativ hoch, da die Grundwelle recht stark von einem idealen Sinus abweicht.
Zu erkennen ist, dass sich die Grundwelle und der Klirrfaktor mit Beginn der mit 1 bis 5 gekennzeichneten Phasen des arteriellen Signals charakteristisch ändern.
Fig. 8 zeigt das auskultatorische Signal des Differenzdrucksensors, wobei auf der x-Achse die Zeit und auf der y-Achse die relative Lautstärke in dB (A) auf getragen ist. Das auskultatorische Signal ist also das Signal des Di f ferenzdrucksensors , welcher in diesem Bereich als Oberflächenmikrofon arbeitet .
Es ergibt sich ebenfalls ein charakteristischer Signalverlauf über die fünf Phasen des arteriellen Signals .
Fig . 9 zeigt den Signalverlauf der Zeitdi f ferenz At zwischen dem Manschettendrucksignal und dem Di f ferenzdrucksignal .
Auf der x-Achse ist die Zeit in Sekunden und auf der y-Achse die Zeitdi f ferenz in Millisekunden ms aufgetragen .
Es ergibt sich ebenfalls einer für die verschiedenen Phasen des arteriellen Signals charakteristische Signalverlauf .
Fig . 10 zeigt eine Entscheidungstabelle , anhand der der Beginn der verschiedenen Phasen auf getragen ist .
Erfindungsgemäß müssen nicht zwingend alle Entscheidungskriterien berücksichtigt werden .
Insbesondere ist bei einer einfachen Aus führungs form ein Messgerät vorgesehen, bei dem auf das auskultatorische Signal und/oder auf das Zeitdi f ferenzsignal verzichtet wird .
So kann der Beginn der Phase 1 und der Beginn der Phase 5 , welche für systolischen und diastolischen Druck relevant sind, bereits über einen Wendepunkt der os zillometrischen Grundwelle bestimmt werden .
Die Genauigkeit kann über die Berücksichtigung des Klirrfaktors erhöht werden, welcher mit Beginn der Phase 1 und der Phase 5 j eweils ein lokales Maximum bildet . Für die Bestimmung der Phase 3 , welche für den arteriellen Mitteldruck relevant ist , reicht bereits das Maximum der os zillometrischen Grundwelle .
Die zusätzliche Berücksichtigung des auskultatorischen Signals des Di f ferenzdrucksensors und der Zeitdi f ferenz ermöglicht eine genauere Bestimmung der Phasenübergänge .
All diese Werte können in das Berechnungsmodell beispielsweise des Blutdrucks des Messgeräts einfließen .
Der entsprechende Algorithmus kann so durch eine genauere Eingrenzung, insbesondere der Phase 1 und der Phase 5 , den Blutdruck genauer feststellen .
Gleichzeitig ist das Messergebnis unempfindlicher gegenüber atypischen Signalverläufen, etwa aufgrund von Erkrankungen .
In einer Weiterbildung kann das erfindungsgemäße Messverfahren und das erfindungsgemäße Messgerät auch verwendet werden, um zu diagnostischen Zwecken atypische Phasenverläufe zu erkennen .
Insbesondere kann das Messverfahren zu diagnostischen Zwecken für folgende Krankheiten verwendet werden :
- Arterielle Gefäßstei figkeit
- Endothel funktion
- Herzklappeninsuf fi zienz
- Herzschlagverhalten allgemein ( z . B . Ausstoß ) oder Hämodynamik allgemein .
Eine Diagnostik kann insbesondere durch Auswertung der Signalverläufe mittels künstlicher Intelligenz erfolgen . Eine erhöhte arterielle Gefäßstei figkeit geht der Arteriosklerose voraus , die dann über die verminderte Durchblutung das Risiko für chronische Wunden und Amputationen deutlich erhöht . Die arterielle Gefäßstei figkeit kann besondere anhand der Pulskurvenprofile erfasst werden .
Neben dem Knöchel/Arm- Index, der Wandanalyse der Karotiden oder der Messung der endothelialen Funktion spielt die Messung der arteriellen Gefäßstei figkeit eine immer größere Rolle für die kardiovaskuläre Prävention . Die arterielle Elasti zität oder Dehnbarkeit ( das Gegenteil von Stei figkeit ) wird dabei definiert als relative Volumenänderung bezogen auf Änderungen des Drucks .
Die nicht invasive Überprüfung der Endothel funktion dient als Frühmarker der Entstehung und Progression einer frühen Arteriosklerose . Frühe Diagnose und Risikostrati fi zierung sind Ziele in der Prävention einer koronaren Herzkrankheit . Die Endotheldys funktion ist als Störung der endothelabhängigen Vasodilatation messbar . Dies kann insbesondere auf Basis der Anstiegsgeschwindigkeiten des Druckverlauf erfasst werden .
Die Herzklappeninsuf fi zienz beschreibt eine undichte Herzklappe , d . h . die Herzklappe schließt nicht vollständig . Das Blut kann durch die geöf fnete Klappe zurück fließen, dadurch wird die Pumpleistung des Herzens verringert . Dies kann im fortgeschrittenen Stadium zu einer Herzschwäche führen . Erfasst werden kann eine Herzklappeninsuf fi zienz anhand der Anstiegs zeit des Drucks .
Bei all diesen Anwendung kommt dem erfindungsgemäßen Verfahren vor allem zugute , dass einem gemessenen Druckverlauf die Phase des arteriellen Signal mit hoher Genauigkeit zugeordnet werden kann . Die Verläufe der pulsbezogenen Signale können so als Grundlage für eine erweiterte Diagnostik, insbesondere Gefäßgesundheitsdiagnostik, dienen .
In diesem Zusammenhang ist z . B . der Zusammenhang zwischen reduziertem Geräuschpegel in Phase 2 und Gefäßverkalkung sowie der Zusammenhang zwischen Gefäßelasti zität und Zeitdi f ferenzsignal um den Phasenübergang 3/ 4 relevant .
Eine Auswertung der neuartigen Signale über längere Zeiträume mithil fe von künstlicher Intelligenz kann sowohl der Erweiterung der Erkenntnisbasis über das Herz-Kreislaufsystems als auch der Verbesserung der Frühdiagnostik dienen . So können die rechtzeitige und richtige Anwendung von entsprechenden Therapien sowie die Auswertung deren Erfolgs unterstützt werden .
Fig . 11a und Fig . 11b sind schematische Darstellungen des Di f ferenzdrucksensors 15 .
Der Di f ferenzdrucksensor 15 umfasst eine Piezoschicht 15a, welche als Dünnschicht ausgebildet ist .
Die Piezoschicht 15a ist von zwei leitenden Schichten 15b umgeben .
Die leitenden Schichten 15b können als metallbedampfte Kunststof f schichten ausgebildet sein .
Der Sensor 15 bildet so in der in Fig . 12 dargestellten Ersatzschaltung einen Kondensator, dessen Kapazität sich ändert .
In dem Ersatzschaltbild umfasst die Schaltung die Kapazität des Sensors , die Kapazität der Leitung, also des Kabels , insbesondere des Koaxialkabels , welches zu den Anschlüssen 15c führt , sowie den Innenwiderstand R± der Verstärkerschaltung .
Es entsteht eine Ausgangsspannung U als Funktion des auf den Sensor 15 wirkenden Di f ferenzdrucks .
Durch die Erfindung konnte auf einfache Weise die automatisierte Erfassung der Phasen eines arteriellen Signals mit hoher Genauigkeit ermöglicht werden .
TI Bezugs zeichenliste
10 Messgerät
11 Manschette 12 Leitung zum Manschettendrucksensor
13 Pumpe
15 Sensor/Di f f erenzdrucksensor
15a Piezoschicht
15b leitende Schicht 15c Anschluss
16 Drucksens or /Manschettendrucksens or
17 Mikrocontroller
18 Ventil
20 Arm 21 Arterie
22 Knochen

Claims

Ansprüche :
1. Messgerät zur Bestimmung der Phasen eines arteriellen Signals, insbesondere Blutdruckmessgerät, umfassend eine um eine Extremität anlegbare aufblasbare Manschette, einen Sensor zur Erfassung des in der Manschette vorhandenen Drucks sowie einen Differenzdrucksensor zur Erfassung von Druckschwankungen zwischen der Manschette und der Extremität.
2. Messgerät nach dem vorstehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass der Differenzdrucksensor als Flächensensor, insbesondere als Piezosensor, insbesondere Dünnschichtsensor, ausgebildet ist.
3. Messgerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Differenzdrucksensor einen Messbereich ab 0,05 Hz und/oder bis 500 Hz, insbesondere ab 0,2 und/oder bis 200 Hz, insbesondere ab 0,5 und/oder bis 100 Hz.
4. Messgerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Messgerät zumindest einen Bandpassfilter umfasst, welcher das Signal des Differenzdrucksensors in einen Niedrigfrequenz- und einen Hochfrequenzanteil aufteilt, insbesondere mit einer Grenzfrequenz zwischen 10 und 30 Hz.
5. Messgerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Messgerät eine Einrichtung zur Berechnung der Phasen des Arteriensignals umfasst, welche den Beginn oder das Ende zumindest einer Phase unter Berücksichtigung eines Zeitversatzes zwischen dem Signal des Sensors zur Erfassung des Drucks in der Manschette und dem Differenzdrucksensor berechnet. Messgerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sich der Differenzdrucksensor über weniger als 50 %, vorzugsweise weniger als 20 %, besonders bevorzugt weniger als 10 %, insbesondere über von 3 bis 20 %, vorzugsweise 5 bis 15 % der Länge der Manschette erstreckt. Messgerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Messgerät zum Ablassen des Drucks aus der Manschette ein Proportionalventil umfasst. Verfahren zur Bestimmung der Phasen eines Arteriensignals, insbesondere mit einem Messgerät nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Druck in einer sich um ein Gefäß erstreckenden Manschette gemessen wird, wobei über einen Sensor ein Differenzdruck zwischen der Manschette und dem Gefäß gemessen wird. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Sensor mit einer unteren Grenzfrequenz von weniger als 0,5 Hz, vorzugsweise weniger als 0,3 Hz, insbesondere von 0,05 bis 0,5 Hz, besonders bevorzugt von 0,08 bis 0,12 Hz verwendet. . Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Signal des Sensors in einen Niedrigfrequenz- und einen Hochfrequenzanteil aufgeteilt wird, insbesondere in einen oszillometrischen und einen auskultatorischen Anteil, insbesondere mit einer Grenzfrequenz zwischen 10 und 30 Hz.
. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet , dass die Phasen des Arteriensignals unter
Berücksichtigung eines Versatzes zwischen dem Manschettendruck und dem Di f ferenzdruck zwischen Manschette und Gefäß bestimmt werden, und/oder dadurch gekennzeichnet , dass die Phasen des Arteriensignals unter Berücksichtigung eines Zeitversatzes zwischen dem Manschettendruck und dem Di f ferenzdruck zwischen Manschette und Gefäß bestimmt werden, und/oder dadurch gekennzeichnet dass das Verfahren während des Ablassens des Drucks aus einer Manschette durchgeführt wird, und/oder dadurch gekennzeichnet , dass der Druck im Wesentlichen linear reduziert wird . . Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet , dass zur Bestimmung der Phasen eines Arteriensignals ein os zillometrisches Signal , ein auskultatorisches Signal und ein Di f ferenzsignal zwischen dem Manschettendruck und dem Druck zwischen Manschette und Gefäß generiert werden . . Verfahren nach dem vorstehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet , dass die Phasen des Arteriensignals über Wendepunkte und/oder lokale Minima oder Maxima der Signale bestimmt werden, insbesondere dadurch gekennzeichnet , dass der Beginn einer
- ersten Phase durch einen Wendepunkt des os zillometrischen Signals und/oder durch ein lokales Maximum des Klirrfaktors des os zillometrischen Signals , und/ oder
- zweiten Phase durch ein lokales Maximum des auskultatorischen Signals und/oder einen Wendepunkt des Differenz signals, und/ oder
- dritten Phase durch ein lokales Maximum des oszillometrischen Signals und/oder durch ein lokales Minimum des Klirrfaktors des oszillometrischen Signals, und/ oder
-vierten Phase durch ein zweiten Phase durch ein lokales Maximum des auskultatorischen Signals und/oder ein lokales Maximum des Differenzsignals, und/ oder
- fünften Phase durch einen Wendepunkt des oszillometrischen Signals, ein lokales Maximum des Klirrfaktors des oszillometrischen Signals, einen Wendepunkt des auskultatorischen Signals und/oder einen Wendepunkt des Dif f enzsignals bestimmt wird. . Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren verwendet wird, um bei einer Blutdruckmessung den Zeitpunkt des systolischen und/oder diastolischen Drucks einzugrenzen. . Medizinisches Messgerät, insbesondere Blutdruckmessgerät, ausgebildet zur Ausführung eines Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche.
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