WO2009100927A1 - Verfahren und vorrichtung zur nicht-invasiven messung von dynamischen herz-lungen interaktionsparametern - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur nicht-invasiven messung von dynamischen herz-lungen interaktionsparametern Download PDF

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pulsatile
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Ulrich Pfeiffer
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    • 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
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    • A61B5/02141—Details of apparatus construction, e.g. pump units or housings therefor, cuff pressurising systems, arrangements of fluid conduits or circuits
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity

Definitions

  • the invention relates to a method and a device for the non-invasive measurement of dynamic heart-lung interaction parameters.
  • volumetric measures such as Volumes of the heart cavities or all of the volume in the chest (intrathoracic blood volume), although in principle better suited, but are also subject to various limitations.
  • the object of the present invention is therefore the detection of dynamic heart-lung interaction parameters (HLI) in a non-invasive manner.
  • HAI heart-lung interaction parameters
  • the object is achieved by a method for the non-invasive determination of in particular dynamic heart-lung interaction parameters (HLI) in a patient comprising the steps: applying a pressure cuff (20), adjusting the volume of the pressure cuff in the pulsatile region of the patient, measuring pulsatile signals the time, evaluating the measured pulsatile signals to determine the heart-lung interaction parameters (HLI).
  • HLI heart-lung interaction parameters
  • This method can be used to determine the dynamic heart-lung interaction parameters (HLI), such as PPV, SW, PEPV, and other heart-lung-derived derived variables, without the need for laborious cannulation of an arterial vessel. This allows these parameters to be determined non-invasively.
  • HAI heart-lung interaction parameters
  • This method is preferably used in a ventilated patient, in particular in a controlled ventilated patient.
  • these parameters can provide important information, as volume changes are created due to the pressure exerted on the lungs and indirectly on the patient's vessels and heart.
  • a pneumatic or hydraulic cuff is preferably used, with the aid of which the pulsatile arterial blood pressure fluctuations Similar to the known oscillometric blood pressure measurement on extremities of the body, such as arm or leg are detected.
  • a pressure cuff may preferably be filled with a fluid.
  • the pressure of this cuff is then adjusted by volume change.
  • filling material such as air, fluid, in particular liquid, etc.
  • the volume can be increased and thus the pressure exerted by the cuff on, for example, the upper arm can be increased.
  • discharging filler material the applied pressure can be lowered. So it is preferably also possible not to adjust the volume, but the pressure in the cuff so that by a compression of the respective body part an indirect coupling to the
  • the volume or pressure of the pressure cuff is adjusted so that the applied pressure is selected such that the cuff exerts the pressure between the systolic and the diastolic pressure in the pulsatile region of the patient.
  • the amplitude of the pulsatile signals is highest and thus most clearly detectable.
  • a device with a pneumatic or hydraulic cuff is used, with the aid of which the pulsatile arterial blood pressure fluctuations are detected similarly to the known oscillometric blood pressure measurement on extremities of the body.
  • the respiratory variation range of said parameters can be determined.
  • values for carrying out a pulse contour method are derived from the pulsatile signals.
  • the absolute blood pressure values are needed.
  • Pulse contour method it is possible to further improve the signal quality compared to the cuffs for oscillometric blood pressure measurement of the prior art, so that also a kind of noninvasive continuous blood pressure measurement is possible, including all other analysis options such. Pulse contour method.
  • the pulsatile signals it is also preferably possible to multiply the pulsatile signals by a factor or to use a correction function, in order thereby to reduce the occurring attenuation of the to compensate for arterial pressure signals.
  • This factor can be determined either empirically by statistical survey on a larger patient collective.
  • the factor of the attenuation can be calculated back from a direct invasive and simultaneous non-invasive measurement of the pulsatile signals and the evaluation of these signals. This factor can then be used in the following measurements non-invasive measurements to convert the measured pulsatile signals into the actual actual arterial values.
  • the attenuation that occurs between the arterial "true pressure" signal and the pressure signal in the cuff is essentially a function of the compressibility of the tissue, and this transfer function can be easily compensated for by a factor
  • the numerical compensation of this transfer function is a deconvolution
  • Transfer function (eg, resistance and capacitance in parallel), the parameters for transfer function for exact correction and recalculation to the "true intravascular pressure signal” preferably determine the following: In a first step using conventional oscillometric pressure measurement of the systolic and diastolic or mean arterial pressure In a second step, the mean pressure in the cuff is "clipped" at the pressure the maximum pulsatile signal quality is recorded (usually at mean arterial pressure).
  • the parameters of the transfer function are determined which lead to the "best fit" with the arterial model curve, whereby the systolic pressure value and the diastolic pressure value are predetermined by the previously obtained measured values. With sufficient signal quality, prior determination of these pressure values can be dispensed with, and these can be codetermined as free parameters in the iteration process.
  • the individual measured values are preferably combined into measured values which are to be assigned to a heartbeat.
  • an assignment to a respiratory cycle can also take place.
  • minimum and maximum of the individual blood pressure fluctuations per heartbeat can be determined and the fluctuations within a respiratory cycle can be determined. In this way it is possible to determine the desired heart-lung interaction parameters (HLI).
  • the oscillometric blood pressure measurement of the prior art is fundamentally based on the fact that in an externally applied pressure cuff the arterial blood vessels have variations in caliber, as long as the cuff pressure is less than the systolic and greater than the diastolic blood pressure. These caliber fluctuations of the arterial blood vessels in turn lead to pulsatile pressure fluctuations in the blood pressure cuff. At a cuff pressure greater than the systolic blood pressure, the arterial blood vessels are completely compressed throughout the cardiac cycle and thus there are no vascular caliber fluctuations and no pulsatile
  • the systolic and diastolic blood pressure values be predetermined as marginal values, and moreover the variation of these values based on the respiratory HLI.
  • the heart-lung interaction parameters include stroke volume variation (SW), pulse pressure variation (PPV) and / or pre-ejection phase variation (PEPV).
  • HLI may also be other derived variables based on cardiopulmonary interaction.
  • SW stroke volume variation
  • PV pulse pressure variation
  • PEPV pre-ejection phase variation
  • HLI may also be other derived variables based on cardiopulmonary interaction.
  • the respiratory fluctuation of the pulse wave velocity or the respiratory variation width of the pressure increase rate are conceivable.
  • a method is provided in which the measurement of the pulsatile signals via at least one
  • Breathing cycle of the patient takes place, preferably over at least three breathing cycles of the patient takes place.
  • the respiratory cycle is preferably determined from the temporal course of the pulsatile fluctuations.
  • the identification of a respiratory cycle but also over others
  • Measuring methods for example, from the thoracic electrical impedance signal that can be detected via the ECG electrodes, made.
  • Preferred further methods for determining the respiratory cycle are, for example, those described in EP 1 813 187 EP.
  • further advantageous evaluation options for the blood pressure data obtained according to the invention are given, to which reference is hereby made. For example, it is preferable to suppress an indication of the parameters such as PPV if, for example, there is arrhythmia or irregular breathing (not controlled ventilation).
  • the measuring period preferably comprises at least one respiratory cycle or breathing cycle, preferably several, more preferably three or more respiratory cycles. This can be achieved, for example, by keeping the pressure in the cuff within the pulsatile range for an extended period of time or draining it at a very slow rate. Preferably, for this purpose, a corresponding control of the volume in the cuff - and thus indirectly the applied pressure - provided.
  • the oscillometric blood pressure measurement in which essentially the mean pressure in the cuff is decisive at the time of the beginning of the pulsatility, at the time of the maximum fluctuations or at the time of the decrease in pulsatility, preference is given in the HLI method according to the present invention evaluated the pulsations themselves.
  • a method is provided in which the respiratory variation range of the heart-lung interaction parameters (HLI) is determined.
  • the maxima and the subsequent minima are determined (amplitude) - alternatively the minima and the subsequent maxima, i.
  • the blood pressure amplitude is determined from the systolic and the preceding diastolic pressure - and then determines the amplitude variation over the respiratory cycle as a measure of the pulse pressure variation.
  • the pulsatile pressure fluctuations in the cuff which are caused by the pulsatile caliber fluctuations of the blood vessels, considerably smaller than the pulsatile
  • HLI indices such as PPV and SW are relative measures (usually expressed in%) and the relative percentage variation of the signal fed into the cuff closely related to the respiratory variation of the HLI indices in the arterial blood vessel.
  • PEPV which, however, is the range of variation of a temporal dimension.
  • an electrocardiogram can additionally be used for the time recording of the beginning of the cardiac electrical activity.
  • the PEPV as HLI index can also be detected from the time difference between an electrocardiographic and a photoplethysmographic signal.
  • a method is provided in which the volume of the pressure cuff (20) set in the pulsatile region of the patient is kept substantially constant via the measurement of the pulsatile signals.
  • the volume of the pressure cuff according to the invention is substantially constant when the volume over a respiratory cycle not more than 10%, preferably not more than 5%, more preferably not more than 2% increases or decreases.
  • the volume can also be acted upon over this time of the measurement with a function with respect to a volume change to be selected - this can then be eliminated again during the evaluation. It is thus possible, for example, to constantly reduce the volume over the measurement and to calculate out the changes thus introduced into the measured amplitude again. If the changes remain within certain tolerances and the introduced errors sufficient are small, so they can also be disregarded in the evaluation.
  • a method is provided in which the volume of the pressure cuff (20) in the pulsatile region of the patient is adjusted so that the volume applied between the volume for determining the systolic blood pressure of the patient and the volume for determination the diastolic blood pressure of the patient is selected, preferably the mean of these two values.
  • the volume of the pressure cuff sufficiently emptied initially can preferably be supplied to a volume until the first pulsatile signals can be perceived - this then prevailing volume corresponds roughly to the diastolic pressure. If further volume is supplied, then there is a second time at which no more pulsatile signals can be measured - this corresponds to the systolic pressure.
  • These values can also be determined in the other direction, ie from an excessive pressure, it can be determined when a first pulsatile signal is received (systolic pressure) and when, with further volume reduction, no signal is received (diastolic pressure). Now, if a value between these two volumes applied at these times is used, then one is in the pulsatile range.
  • amplitudes are greater, the more one measures in the middle of this range, so preferably in the middle value between the two volumes. In this range, the maximum amplitude of the pulsatile signals can be expected and thus the best signals to be evaluated. It is also preferable to carry out the measurement in a range below the diastolic pressure. In this case, there are still caliber fluctuations and hydraulic coupling of the vessel to the external media, but non-linear effects that could result from temporary collapse of the vessel are avoided. With respect to the diastolic pressure, a particularly preferable range is 0.5 to the simple of the diastolic pressure, more preferably 0.6 to 0.95 times the diastolic pressure, particularly preferably 0.7 to
  • the range is above the Venous pressure, more preferably above 10 mmHg, more preferably above 20mmHG, more preferably above 30 mmHg.
  • the measurement is carried out in a range of 10 mmHg to 50 mmHg, preferably in a range of 20 mmHg to 45 mmHg, more preferably in a range of 25 mmHg to 40 mmHg.
  • a non-interfering pressure source is avoided for the above-described "dynamic" measurement during inflation and deflation, ie, the cuff is not directly filled by a pump with fluid or gas, but the cuff is supplied either from an external pressure source or one in the controller pressure tank of sufficient capacity, which in phases of non-measurement is again pressurized either externally or by an internal pump.
  • this mean value can preferably be maintained by readjustment, more preferably also in that the supply lines for the fluid or the air to the pressure cuff are closed so that a constant volume is applied in the cuff during the measurement, which does not change substantially during the measurement.
  • a device for the non-invasive determination of in particular dynamic heart-lung interaction parameters (HLI) in a (ventilated) patient comprising a pressure cuff (20) arranged for measuring the cuff pressure in the pulsatile range over at least one respiratory cycle the patient and a control device (10) for detecting the measured values of the pressure cuff (20) and for evaluating the measured pulsatile signals for determining the heart-lung interaction parameters (HLI).
  • HLI heart-lung interaction parameters
  • the preferred pneumatically or hydraulically operated pressure cuff is used as described above.
  • the measurement of the cuff pressure preferably takes place in the pulsatile range and supplies the corresponding pressure measurement values via a pressure sensor in the fluid (the fluid) or in the air of the cuff.
  • a controller takes over the storage and
  • a computing unit such as a microprocessor or a computer is preferably used.
  • a memory Preferably, at least one volatile memory is provided.
  • the measurement values of the pressure cuff are recorded via a pressure sensor in the filling medium of the cuff. These are determined over time.
  • the evaluation of the measured pulsatile signals preferably comprises the assignment of the signals over time to a heartbeat cycle as well as to a respiratory cycle.
  • the determination of the heart-lung interaction parameters can then be carried out by comparing the absolute and relative fluctuations.
  • a device in which an output device (15) is provided for outputting the determined heart-lung interaction parameter (HLI).
  • HHI heart-lung interaction parameter
  • the output device may be an indicator or a
  • Transfer device of the measured values or the evaluation of the determined heart-lung interaction parameter to another unit include. It is thus possible to display the value on a monitor and / or to pass it on to another device via an interface.
  • a device in which a volume control device (25) for controlling the volume in the pressure cuff (20) is provided.
  • the volume control device is a device via which the pressure cuff filling medium can be supplied or withdrawn.
  • An averaging can take place over several respiratory cycles.
  • the measurement period over which a pressure cuff on one extremity can be pressurized due to the impairment of blood flow is limited. However, it is possible to fear measuring without damage for several minutes. For longer measuring periods, it should be noted that a certain pressure loss in the cuff is recorded by pressing out of interstitial fluid, which is preferably compensated either by a corresponding control or by corresponding numerical methods.
  • Measures to improve the pressure measurement quality can preferably also be taken:
  • the outermost enclosure of the sleeve is preferably designed rigid. This will be the
  • the outer casing is rigid and the filling medium of the cuff incompressible. This leads to a complete coupling of the arterial vessels via the body tissue which is nearly incompressible in relation to the required measurement times (these are these, if the venous vessels are empty and there is no air between the arteries and the cuff, both of these are the case) , The pressure can still dodge laterally into the tissue.
  • a wider sleeve is selected, in particular a sleeve having a width of half the circumference of the sleeve, preferably the entire circumference of the sleeve, more preferably more than the circumference of the sleeve, in particular 1.3 to 1.5 times spanned circumference of the cuff.
  • the wider the cuff the less lateral pressure can escape.
  • the outer cover has a complete rigidity and not just a non-stretchable outer membrane.
  • a complete outer rigidity could be achieved with the same principle as in the stiffening of vacuum mattresses, ie with an outer chamber, with z. B. Mikrostyroporkugeln is filled, and is evacuated after application.
  • a fast external rigidity such as the use of ultra-fast 2-component systems for the outer layer of the cuff, which can cause a rigidity after activation.
  • the pulse wave propagation velocity can preferably also be measured.
  • the pulsation will begin primarily in the proximal cuffs, since the arterial vessels will not be opened to their full length in the event of a brief drop below the pressure. This can be used to identify the systolic blood pressure value.
  • the central portions may be actuated like a conventional oscillometric cuff to identify the systolic and diastolic (mean) blood pressure for calibration, and then to calibrate the full length measured signal.
  • the described embodiments of the cuff can be realized both in a reusable but also in a single-use disposable cuff which can be used in only one patient integrated into the place where the greatest pressure fluctuations are expected. This can also be achieved by a two-chamber disposable cuff where the gas volume in the outer chamber is varied accordingly, while in the inner fluid-filled lower compliance chamber which couples directly to the tissue to be compressed, the pressure measurement directly to the integrated preferably electronic Pressure transducer takes place.
  • NIBP non-invasive blood pressure
  • a pressure sensor for the measurement according to the invention can also be integrated in the additional valve.
  • the minimums and the maxima are determined after artifact detection.
  • the areas under the oscillatory fluctuations can also be evaluated, and here again their respiratory variation range.
  • the measured signals can be adapted to model curves, e.g. with linear or non-linear fitting procedures.
  • the sought sizes can then be derived from the parameters of the model curves.
  • the cuff with pressure sensor is placed on the upper arm of the patient.
  • the cuff is filled by means of a pump until the pressure fluctuations are maximum.
  • the pressure in the cuff is recorded every 10ms during a 30 second measurement interval. All in all 3000 pressure values.
  • a longer measurement interval e.g. 90 seconds, if a better signal is desired due to the limited signal-to-noise ratio at low respiratory tidal volumes. It is thus also longer averaging periods feasible, for example 1 - 2 minutes
  • the standard deviation is formed over a 2 second sliding window. At 10ms sampling interval, that is 200 pressure values.
  • S (t) standard deviation (P [t, t + 2s]). This is repeated for each sample t from zero to (30-2) seconds. This results in a list with 2800 standard deviations.
  • FIG. 3 shows a schematic view of a device for the non-invasive determination of cardiopulmonary interaction parameters according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • Figure 1 shows a curve of the time course of the filling of a pressure cuff according to an embodiment of the present invention.
  • the pressure P is plotted against the time t.
  • the diastolic pressure level PD and the systolic pressure level PS are plotted.
  • a continuous line shows the pressure curve measured in the pressure cuff over the measurement - for easier orientation here points A to G are shown.
  • the deflated pressure cuff is placed on the upper arm of a patient and filled with fluid. This will be the one in the
  • Pressure cuff measured pressure increased.
  • the pressure reaches the level of the diastolic pressure PD applied to the upper arm and pulsatile signals are now recorded across the pressure sensor in the pressure cuff.
  • the volume in the pressure cuff is further increased and the pulsatile signals first become stronger and then weaker again.
  • the pressure reaches the level of systolic pressure PS exerted on the upper arm, and there are now no pulsatile signals across the pressure sensor in the pressure cuff.
  • the volume in the pressure cuff is raised a little to point C and then the volume in the cuff is drained.
  • pulsatile signals are again recorded for the first time, thus confirming the level of systolic pressure. This determines the systolic and diastolic levels. If there are any doubts on the diastolic level, it is possible to continue to drain the volume in the cuff until the pulsatile signals can no longer be recorded - then the diastolic level would be finally confirmed.
  • the volume in the cuff refilled to the extent that the level between the points E and F is reached again.
  • the values determined in this way are evaluated after artifact exclusion per heartbeat and per respiratory cycle, and the desired dynamic heart-lung interaction parameters, in particular the pulse-pressure variation PPV, are determined.
  • the volume in the cuff is now further vented, passing the point G indicating the achievement of the diastolic level PD.
  • the pressure cuff now no longer exerts any significant pressure on the upper arm and the body fluids displaced by the measurement can be reduced back into the tissue.
  • a second measurement can now be performed according to the same scheme.
  • Oscillations are improved and thus the measurements are performed more reliably, if the signals would be too weak by the applied pressure on the upper arm during a measuring cycle.
  • FIG. 2 shows a curve of the pulsatile measured values over at least one respiratory cycle.
  • the measured pulsatile pressure curve is shown together with an envelope curve.
  • MI is a denotes the minimum amplitude within a respiratory cycle
  • MA denotes the maximum values for the amplitude within the respiratory cycle
  • AZ represents an interval of a respiratory cycle.
  • the measurement is made at constant volume in the pressure cuff and shows the respiratory fluctuation of the pulsatile signals within the respiratory cycle.
  • MIl the minimum is indicated by MIl and the maximum by MAI, in a second respiratory cycle by MI2 and MA2, etc.
  • FIG. 3 shows a schematic view of a device for the non-invasive determination of cardiopulmonary interaction parameters according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • a pressure cuff 20 is equipped with a volume control device 25.
  • the pressure cuff 20 preferably has an outer surface with low elasticity to minimize compliance during the measurement. This can be realized for example via a non-elastic band in the outer region of the pressure cuff 20.
  • a fluid can be supplied or withdrawn.
  • the pressure cuff 20 has a pressure sensor 21, which can detect the pressure prevailing in the pressure cuff.
  • the pressure cuff 20 or the pressure sensor 21 within the pressure cuff 20 is connected to a control device 10 via an electrical line.
  • the signals detected by the pressure sensor 21 can be transmitted to the control device 10.
  • an output device 15 is connected. If a measurement is to be carried out following the course according to FIG. 1, the pressure cuff 20 is filled with fluid via the volume control device 25. After passing point A from FIG. 1, pulsatile signals, which are transmitted to the control device 10, are detected via the pressure sensor 21. In this way, it is determined by the controller that the diastolic level has been reached. The volume is further increased and the measured pulsatile signals increase in intensity before decreasing again and then disappearing completely when the systolic level is reached.
  • the volume control device 25 now reduces the inflow of the fluid and subsequently drains the volume of fluid in the cuff 20 to the average between the volumes recorded at the diastolic and systolic levels. Now the point E in Figure 1 is reached. The volume is now kept constant by the volume control device 25, ie the supply of fluid into the cuff 20 is shut off. At this volume level, the measurement is now continued over several breathing cycles. Every second 50 to 200 measured values, preferably 100 measured values of the pressure sensor 21 are recorded and transmitted to the control device 10. There, the measured values are evaluated for heartbeat and respiratory cycle and the minima and maxima of the amplitudes within a respiratory cycle are determined.
  • the respiratory variation of the desired dynamic heart-lung interaction parameters in particular the pulse-pressure variation PPV, is determined.
  • the value thus determined is then displayed on the output device 15, in the present case a PPV of 9%.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur nicht invasiven Bestimmung von Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) bei einem Patienten, wobei die Vorrichtung umfasst: eine Druckmanschette (20) eingerichtet zur Messung des Manschettendrucks im pulsatilen Bereich über mindestens einen Atemzyklus des Patienten und eine Steuereinrichtung (10) zur Erfassung der Messwerte der Druckmanschette (20) und zur Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung der Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI).

Description

Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven Messung von dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur nicht-invasiven Messung von dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern.
In der klinischen Medizin besteht vor allem bei kritisch kranken Patienten regelmäßig die Aufgabe das Herzkreislaufsystem gezielt therapeutisch zu beeinflussen. In der Regel stellt sich bei versagendem Herzkreislaufsystem die entscheidende Frage, inwieweit eine Auffüllung des Kreislaufs mittels Infusionslösungen sinnvoll ist, oder ob alternativ bzw. in welchem Ausmaß der Kreislauf durch kreislauf-aktive Medikamente unterstützt werden sollte. Man spricht in diesem Zusammenhang von „Volumen-Reagilibität" bzw. „volume- responsiveness (VR)".
Es hat sich zunehmend heraus kristallisiert, dass die klassischen Messgrößen für die Füllung des Kreislaufsystems, wie z.B. der zentral-venöse Druck oder auch der pulmonalkapilläre Verschlussdruck wenig geeignet sind, die Volumen- Reagilibität (VR) vorherzusagen. Volumetrische Messgrößen, wie z.B. Volumina der Herzhöhlen oder das gesamte im Brustkorb befindliche Volumen (intrathorakale Blutvolumen), sind zwar prinzipiell besser geeignet, unterliegen jedoch auch verschiedenen Einschränkungen.
Im Gegensatz zu diesen mehr statischen Messgrößen waren daher in jüngerer Zeit zunehmend dynamischen Messgrößen Gegenstand von wissenschaftlichen Untersuchungen, die in aller Regel auf der Interaktion von Herz und Lunge beruhen. Die Druckschwankungen, die im Brustkorb durch die Atmung, insbesondere bei mechanischer Beatmung mit intermittierend positiven Drücken, hervorgerufen werden, beeinflussen die Füllung sowohl des rechten als auch des linken Herzens. Hierdurch kommt es wiederum zu einer atmungsbedingten (respiratorischen) Variation des linksventrikulären Schlagvolumens (Schlagvolumenvariation = "stroke volume Variation (SW)), welche sich ebenfalls in einer respiratorischen Variation der arteriellen Blutdruckkurve (Pulsdruck-Variation = "pulse-pressure Variation (PPV)), sowie in einer Variation der Zeitverzögerung zwischen linksventrikulärer elektrischer Aktivität und linksventrikularer Auswurfphase (Präejektionsphasen-Variation = „preejection phase Variation" (PEPV)) zum Ausdruck kommt. Von vielen der genannten dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern konnte gezeigt werden, dass diese die Volumenreagibilität besser prädizieren können als konventionelle statische Herz-Kreislauf Messgrößen. Ein Nachteil fast aller VR-Indizes ist jedoch, dass sie bislang meist auf der invasiven Messung des arteriellen Blutdrucks beruhen und somit die aufwendige Kanülierung eines arteriellen Gefäßes erfordern.
In dem Artikel „Relation between respiratory variations in pulse oximetry Plethysmographie waveform amplitude and arterial pulse pressure in ventilated patients" von Maxime Cannesson et al. in Critical Care 2005, 9 wurde eine nichtinvasive plethysmographische Methode beschrieben, bei der die Veränderung des Volumenstroms am Finger aus dem pulsoximetrischen Photoplethysmogrammen abgeleitet wurde. Das Problem bei dieser Methode ist, dass sie sich kaum kalibrieren lässt und dass beides, die intra- und interindividuelle Reproduzierbarkeit bisher nicht die erforderliche Genauigkeit erreicht hat. Dazu setzt die pulsoxymetrische Methode eine gute Durchblutung an der Messstelle voraus, was gerade bei der überwiegend üblichen Messung am Finger bei Kreislaufschockzuständen oft nicht gegeben ist.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist daher die Erfassung der dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) auf nicht-invasive Weise.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur nicht invasiven Bestimmung von insbesondere dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) bei einem Patienten umfassend die Schritte: Anlegen einer Druckmanschette (20), Einstellen des Volumens der Druckmanschette im pulsatilen Bereich des Patienten, Messen pulsatiler Signale über die Zeit, Auswerten der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung der Herz- Lungen Interaktionsparametern (HLI).
Mit diesem Verfahren können die dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) wie beispielsweise PPV, SW, PEPV sowie weitere auf der Herz-Lungeninteraktion beruhende abgeleitete Größen bestimmt werden, ohne dass eine aufwendige Kanülierung eines arteriellen Gefäßes erforderlich wäre. Dadurch können diese Parameter nicht-invasiv bestimmt werden.
Bevorzugt wird dieses Verfahren bei einem beatmeten, insbesondere bei einem kontrolliert beatmeten Patienten eingesetzt. Bei diesen kontrolliert beatmeten Patienten können diese Parameter wichtige Informationen liefern, da hier aufgrund des aufgewandten Drucks auf Lunge und mittelbar die Gefäße sowie das Herz des Patienten Volumenverschiebungen geschaffen werden.
Beim Anlegen einer Druckmanschette wird bevorzugt eine pneumatischen oder hydraulischen Manschette verwendet, mit deren Hilfe die pulsatilen arteriellen Blutdruckschwankungen ähnlich wie bei der bekannten oszillometrischen Blutdruckmessung an Extremitäten des Körpers, wie beispielsweise Arm oder Bein, erfasst werden. Eine solche Druckmanschette kann bevorzugt mit einem Fluid gefüllt sein.
Für diese Druckmanschette wird dann durch Volumenänderung der Druck dieser Manschette eingestellt. Durch das Zuführen von Füllmaterial, wie Luft, Fluid, insbesondere Flüssigkeit etc. kann das Volumen erhöht und damit der durch die Manschette ausgeübte Druck auf beispielsweise den Oberarm erhöht werden. Durch Ablassen von Füllmaterial kann der ausgeübte Druck erniedrigt werden. So ist es bevorzugt auch möglich, nicht das Volumen, sondern den Druck in der Manschette so einzustellen, dass durch eine Kompression des jeweiligen Körperteils eine indirekte Ankopplung an die
Volumenschwankungen der arteriellen Blutgefäße erfolgt.
Bevorzugt wird das Volumen bzw. der Druck der Druckmanschette so eingestellt, dass der ausgeübte Druck derart gewählt ist, dass die Manschette den Druck zwischen dem systolischen und dem diastolischen Druck im pulsatilen Bereich des Patienten ausübt. In diesem Bereich ist die Amplitude der pulsatilen Signale am höchsten und damit am deutlichsten zu detektieren.
Das Messen pulsatiler Signale findet dann über die in der
Manschette vorhandenen Druckschwankungen über die Zeit statt. Durch die durch den Puls verursachten Druckschwankungen können diese auf die Manschette übertragen und dort abgegriffen werden. Diese Signale sind gegenüber den bei einer invasiven Messung des arteriellen Blutdrucks abgegriffenen Blutdrucksignalen stark gedämpft, da sie mittelbar über die Druckmanschette gemessen werden. Diese Signale werden damit bevorzugt von außen mittelbar abgegriffen. Dies geschieht bevorzugt über die Zeit, so dass eine Reihe von Messwerten zu speziellen Zeitpunkten vorliegen.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird hierbei eine Vorrichtung mit einer pneumatischen oder hydraulischen Manschette verwendet, mit deren Hilfe die pulsatilen arteriellen Blutdruckschwankungen ähnlich wie bei der bekannten oszillometrischen Blutdruckmessung an Extremitäten des Körpers erfasst werden. Im Gegensatz zur oszillometrischen Blutdruckmessung, bei der lediglich der systolische, diastolische und der mittlere Blutdruck bestimmt wird, kann bei der erfindungsgemäßen nicht-invasiven Messung der HLI die respiratorische Variationsbreite der genannten Parameter bestimmt werden.
Bevorzugt werden aus den pulsatilen Signalen Werte für die Durchführung einer Pulskonturmethode abgeleitet. Für die Durchführung einer Pulskonturmethode werden die absoluten Blutdruckwerte benötigt. Hierzu ist es möglich, die Signalqualität gegenüber den Manschetten zur oszillometrischen Blutdruckessung des Standes der Technik noch weiter zu verbessern, so dass ebenfalls eine Art nichtinvasive kontinuierliche Blutdruckmessung möglich wird, inkl. aller weiteren Analysemöglichkeiten wie z.B. Pulskonturverfahren.
Hierzu kann dann bei einer entsprechenden Auswertung der pulsatilen Signale davon ausgegangen werden, dass die so genau gemessenen pulsatilen Signale direkt dem arteriellen Druck entsprechen.
Es ist bevorzugt auch möglich, die pulsatilen Signale mit einem Faktor zu multiplizieren bzw. eine Korrekturfunktion zu verwenden, um dadurch die auftretende Dämpfung der arteriellen Drucksignale zu kompensieren. Dieser Faktor kann entweder empirisch durch statistische Erhebung an einem größeren Patientenkollektiv ermittelt werden. Alternativ kann aus einer direkten invasiven und simultanen nicht- invasiven Messung der pulsatilen Signale und der Auswertung dieser Signale kann dann der Faktor der Dämpfung zurückgerechnet werden. Dieser Faktor kann dann bei den folgenden Messungen nicht-invasiven Messungen herangezogen werden, um die gemessenen pulsatilen Signale in die tatsächlichen aktuellen arteriellen Werte umzurechnen.
Die Dämpfung, die zwischen arteriellen „wahren Drucksignal" und dem Drucksignal in der Manschette auftritt, ist im Wesentlichen eine Funktion der Kompressibilität des Gewebes. Diese Übertragungsfunktion kann sehr vereinfacht durch einen Faktor kompensiert werden. Grundsätzlich handelt es sich um eine Übertragungsfunktion die z.B. durch ein Ersatzschaltbild von Reihen und Parallelschaltungen von Widerständen und Kapazitäten dargestellt werden kann, im einfachsten Fall der Parallelschaltung eines Widerstandes und eines Kondensators. Die numerische Kompensation dieser Übertragungsfunktion ist eine Dekonvolution. Bei Kenntnis der grundsätzlichen Charakteristik der arteriellen Druckkurve (z.B. auf der Basis einer idealisierte Modellkurve) und Kenntnis der grundsätzlichen Charakteristik der
Übertragungsfunktion (z.B. Widerstand und Kapazität in Parallelschaltung) lassen sich die Parameter für Übertragungsfunktion zur exakten Korrektur und Rückrechnung auf das „wahre intravasale Drucksignal" bevorzugt folgendermaßen ermitteln: In einem ersten Schritt wird mittels konventioneller oszillometrischer Druckmessung der systolische und der diastolische bzw. mittlere arterielle Druck ermittelt. In einem zweiten Schritt wird der mittlere Druck in der Manschette bei demjenigen Druck „geclampt", bei dem die maximale pulsatile Signalqualität zu verzeichnen ist (in der Regel beim mittleren arteriellen Druck). So dann werden durch iterative Anpassung gemäß der Methode der kleinsten quadratischen Abweichungen die Parameter der Übertragungsfunktion ermittelt, die zu dem "best fit" mit der arteriellen Modellkurve führen, wobei der systolische Druckwert und der diastolische Druckwert durch die zuvor erhobenen Messwerte vorgegeben sind. Bei ausreichender Signalqualität kann auch auf vorausgehende Bestimmung dieser Druckwerte verzichtet werden, und diese als freie Parameter im Iterationsprozess mitbestimmt werden.
Auf diese Weise ist es möglich, die gemessenen pulsatilen Signale zu verwenden, um hiermit Pulskontorverfahren zur Abschätzung des Herzzeitvolumens (HZV) oder Pulskonturschlagvolumens durchzuführen .
Bevorzugt wird hierbei mehr Signalenergie vom Arm bzw. der Extremität auf die Messeinheit übertragen. Damit wird das Signalrauschverhältnis verbessert. Je größer also die
Kontaktfläche mit dem Arm (der Extremität), umso größer die Übertragungsfläche und damit auch umso größer die Signalenergie, die zur Verfügung steht.
Bei der Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale werden bevorzugt die einzelnen Messwerte in Messwerte zusammengefasst, die einem Herzschlag zuzuordnen sind. Darüber hinaus kann auch eine Zuordnung zu einem respiratorischen Zyklus erfolgen. So können dann beispielsweise nach Ausschluss von Artefakten Minimum und Maximum der einzelnen Blutdruckschwankungen pro Herzschlag ermittelt werden und die Schwankungen innerhalb eines Atemzyklus ermittelt werden. Auf diese Weise ist es möglich, die gewünschten Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) zu bestimmen.
Die oszillometrische Blutdruckmessung des Standes der Technik beruht grundsätzlich darauf, dass bei einer von außen anliegenden Druckmanschette die arteriellen Blutgefäße KaliberSchwankungen aufweisen, solange der Manschettendruck geringer als der systolische und größer als der diastolisch Blutdruck ist. Diese Kaliberschwankungen der arteriellen Blutgefäße führen wiederum zu pulsatilen Druckschwankungen in der Blutdruckmanschette. Bei einem Manschettendruck, der größer als der systolische Blutdruck ist, werden die arteriellen Blutgefäße während des gesamten Herzzyklus vollständig komprimiert und es treten somit keine Kaliberschwankungen der Gefäße und keine pulsatilen
Druckschwankungen in der Manschette auf. Unterschreitet der Manschettendruck den diastolischen Blutdruck, so sind die arteriellen Blutgefäße während des gesamten Herzzyklus vollständig geöffnet und es treten ebenfalls keine pulsatilen Schwankungen auf. Das eigentliche Messprinzip der oszillometrischen Blutdruckmessung ist nunmehr, dass der Druck in der Manschette solange erhöht wird, bis keine pulsatilen Druckschwankungen mehr auftreten. Sodann wird der Druck meist kontinuierlich reduziert und es werden hierbei die Druckwerte in der Manschette identifiziert, bei denen die Pulsatilität beginnt, maximal ist, bzw. verschwindet. Aus diesen Kennwerten werden der systolische, diastolische und der mittlere arterielle Blutdruck bestimmt.
Bei der nicht-invasiven Messung der HLI ist es gemäß der vorliegenden Erfindung bevorzugt vorgesehen, dass die systolischen und diastolischen Blutdruckwerte als Randwerte vorab bestimmt werden und darüber hinaus die Variation dieser Werte, die auf der respiratorischen HLI beruhen. In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem die Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) die Schlagvolumen-Variation (SW), die Pulsdruck-Variation (PPV) und/ oder die Präejektionsphasen-Variation (PEPV) umfassen. Als HLI können auch weitere auf der Herz-Lungeninteraktion beruhende abgeleitete Größen sein. Hier sind auch die respiratorische Schwankung der Pulslaufwellengeschwindigkeit oder die respiratorische Variationsbreite der Druckanstiegsgeschwindigkeit denkbar .
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem das Messen der pulsatilen Signale über mindestens einen
Atemzyklus des Patienten erfolgt, bevorzugt über mindestens drei Atemzyklen des Patienten erfolgt. Hierbei wird der Atemzyklus bevorzugt aus dem zeitlichen Verlauf der pulsatilen Schwankungen bestimmt. Hilfsweise, kann die Identifikation eines Atemzyklus aber auch über andere
Messmethoden, zum Beispiel aus dem thorakalen elektrischen Impedanzsignal, das über die EKG-Elektroden erfasst werden kann, vorgenommen werden. Bevorzugte weitere Verfahren zur Bestimmung des Atemzyklus sind beispielsweise die in der EP 1 813 187 EP beschriebenen. Hier werden auch weitere vorteilhafte Auswertungsmöglichkeiten für die erfindungsgemäß gewonnenen Blutdruckdaten angegeben, auf die hiermit Bezug genommen wird. Beispielsweise kann man bevorzugt dann eine Anzeige der Parameter wie PPV unterdrücken, wenn zum Beispiel eine Arrhythmie order eine irreguläre Atmung (eben keine kontrollierte Beatmung) vorliegt.
Der Messzeitraum umfasst dabei bevorzugt mindestens einen respiratorischen Zyklus bzw. Atemzyklus, vorzugsweise mehrere, besonders bevorzugt drei oder mehr respiratorische Zyklen. Dies kann beispielsweise dadurch realisiert werden, dass der Druck in der Manschette über einen längeren Zeitraum innerhalb des pulsatilen Bereichs gehalten oder stark verlangsamt abgelassen wird. Bevorzugt wird hierzu eine entsprechende Steuerung des Volumens in der Manschette - und damit mittelbar des anliegenden Drucks - vorgesehen. Im Gegensatz zur oszillometrischen Blutdruckmessung, bei der im Wesentlichen der mittlere Druck in der Manschette zum Zeitpunkt des Beginns der Pulsatilität, zum Zeitpunkt der maximalen Schwankungen bzw. zum Zeitpunkt des VerSchwindens der Pulsatilität maßgeblich ist, werden bei dem HLI-Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung bevorzugt die Pulsationen selbst ausgewertet.
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem die respiratorische Variationsbreite der Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) ermittelt wird.
In einer bevorzugten Ausprägung werden die Maxima und die nachfolgenden Minima bestimmt (Amplitude) — alternativ die Minima und die nachfolgenden Maxima, d.h. die Blutdruckamplitude wird aus dem systolischen und dem vorangehenden diastolischen Druck ermittelt - sowie dann die Amplitude-Variation über den respiratorischen Zyklus als Maß für die Pulsdruckvariation ermittelt. Grundsätzlich sind die pulsatilen Druckschwankungen in der Manschette, die durch die pulsatilen Kaliberschwankungen der Blutgefäße hervorgerufen werden, erheblich kleiner als die pulsatilen
Druckschwankungen im arteriellen Blutgefäß. HLI-Indizes wie das PPV und das SW sind jedoch Relativmaße (in der Regel werden sie in % angegeben) und die relative prozentuale Variation des in die Manschette fortgeleiteten Signals steht in engem Zusammenhang mit der respiratorischen Variation der HLI-Indizes im arteriellen Blutgefäß. Gleiches gilt für die PEPV, bei der es sich jedoch um die Variationsbreite einer zeitlichen Dimension handelt. Bei dieser Ausprägung des HLI- Messverfahrens kann für die Erfassung der Verzögerungszeit zwischen elektrischer Aktivität und mechanischer Auswurfphase des Herzens zusätzlich beispielsweise ein Elektrokardiogramm für die zeitliche Erfassung des Beginns der elektrischen Herzaktivität verwendet werden. Die PEPV als HLI-Index kann alternativ auch aus der Zeitdifferenz zwischen einem elektrokardiographischen und einem photoplethysmographischen Signal erfasst werden.
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem das im pulsatilen Bereich des Patienten eingestellte Volumen der Druckmanschette (20) über die Messung der pulsatilen Signale im Wesentlichen konstant gehalten wird.
Das Volumen der Druckmanschette ist erfindungsgemäß im wesentlichen konstant, wenn das Volumen über einen respiratorischen Zyklus nicht mehr als 10 %, bevorzugt nicht mehr als 5 %, besonders bevorzugt nicht mehr als 2 % zu- oder abnimmt .
Das Volumen kann auch über diese Zeit der Messung mit einer Funktion bezüglich einer zu wählenden Volumenänderung beaufschlagt werden — diese kann dann bei der Auswertung wieder herausgerechnet werden. So ist es beispielsweise möglich, das Volumen über die Messung konstant zu reduzieren und die so eingeführten Änderungen in die gemessene Amplitude wieder herauszurechnen. Wenn die Änderungen in gewissen Toleranzen bleiben und die so eingeführten Fehler genügend klein sind, so können diese bei der Auswertung auch unberücksichtigt bleiben.
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren vorgesehen, bei dem das Volumen der Druckmanschette (20) im pulsatilen Bereich des Patienten so eingestellt wird, dass das angelegte Volumen zwischen dem Volumen zur Ermittlung des systolischen Blutdrucks des Patienten und dem Volumen zur Ermittlung des diastolischen Blutdrucks des Patienten gewählt wird, bevorzugt der Mittelwert dieser beiden Werte ist.
Bevorzugt kann hierzu der anfangs genügend geleerten Druckmanschette ein Volumen zugeführt werden, bis die ersten pulsatilen Signale wahrgenommen werden können — dieses dann herrschende Volumen entspricht grob dem diastolischen Druck. Wenn nun weiter Volumen zugeführt wird, dann gibt es einen zweiten Zeitpunkt, zu dem keine pulsatile Signale mehr gemessen werden können — dies entspricht dem systolischen Druck. Diese Werte können auch in der anderen Richtung ermittelt werden, d.h. von einem überhöhten Druck kommend kann festgestellt werden, wann ein erstes pulsatiles Signal empfangen wird (systolischer Druck) und ab wann bei weiterer Volumenreduktion kein Signal mehr empfangen wird (diastolischer Druck). Wenn nun ein Wert zwischen diesen beiden zu diesen Zeitpunkten applizierten Volumina verwendet wird, so befindet man sich im pulsatilen Bereich. Die Amplituden sind umso größer, um so mehr man in der Mitte dieses Bereichs misst, bevorzugt also im Mittelwert zwischen den beiden Volumina. In diesem Bereich kann die maximale Amplitude der pulsatilen Signale erwartet werden und damit die am besten auszuwertenden Signale. Es ist bevorzugt auch denkbar, die Messung in einem Bereich unterhalb des diastolischen Drucks durchzuführen. In diesem Fall liegen noch immer Kaliberschwankungen und eine hydraulische Ankopplung des Gefäßes an die äußeren Medien vor, aber nichtlineare Effekte, die durch zeitweisen Kollaps des Gefäßes entstehen könnten, werden vermieden. In Bezug auf den diastolischen Druck liegt ein besonders bevorzugter Bereich bei dem 0,5 bis einfachen des diastolischen Drucks, besonders bevorzugt bei dem 0,6 bis 0,95-fachen des diastolischen Drucks, besonders bevorzugt bei dem 0,7 bis
0,95-fachen des diastolischen Drucks, besonders bevorzugt bei dem 0,75 bis 0,9-fachen des diastolischen Drucks, besonders bevorzugt bei dem 0,8 bis 0,9-fachen des diastolischen Drucks. Besonders bevorzugt liegt der Bereich oberhalb des venösen Drucks, besonders bevorzugt oberhalb 10 mmHg, besonders bevorzugt oberhalb 20mmHG, besonders bevorzugt oberhalb von 30 mmHg. Ganz besonders bevorzugt wird die Messung in einem Bereich von 10 mmHg bis 50 mmHg durchgeführt, bevorzugt in einem Bereich von 20 mmHg bis 45 mmHg, besonders bevorzugt in einem Bereich von 25 mmHg bis 40 mmHg.
Idealerweise wird für die vorbeschriebene „dynamische" Messung während Inflation und Deflation eine nicht-störende Druckquelle vermieden, d.h. die Manschette wird nicht direkt durch eine Pumpe mit Fluid oder Gas gefüllt, sondern die Versorgung der Manschette erfolgt entweder aus einer externen Druckquelle oder einem im Steuergerät befindlichen Drucktank ausreichender Kapazität, der in Phasen der Nicht-Messung wieder mit Druck entweder von extern oder durch eine interne Pumpe beaufschlagt wird.
Während einer Messung kann bevorzugt durch Nachregulierung dieser Mittelwert beibehalten werden, besonders bevorzugt auch dadurch, dass die Zufuhrleitungen für das Fluid bzw. die Luft zur Druckmanschette geschlossen werden, damit während der Messung ein konstantes Volumen in der Manschette appliziert wird, das sich während der Messung im Wesentlichen nicht ändert.
Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung wird auch gelöst durch eine Vorrichtung zur nicht invasiven Bestimmung von insbesondere dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) bei einem (beatmeten) Patienten, umfassend eine Druckmanschette (20) eingerichtet zur Messung des Manschettendrucks im pulsatilen Bereich über mindestens einen Atemzyklus des Patienten und eine Steuereinrichtung (10) zur Erfassung der Messwerte der Druckmanschette (20) und zur Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung der Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI).
Die bevorzugt pneumatisch oder hydraulisch betriebene Druckmanschette wird wie oben beschrieben eingesetzt. Die Messung des Manschettendrucks erfolgt bevorzugt im pulsatilen Bereich und liefert über einen Drucksensor im Fluid (der Flüssigkeit) bzw. in der Luft der Manschette die entsprechenden Druckmesswerte.
Eine Steuereinrichtung übernimmt die Speicherung und
Auswertung der ermittelten Druckmesswerte über die Zeit. Bevorzugt wird hierfür eine Recheneinheit wie ein Mikroprozessor bzw. ein Computer eingesetzt. Bevorzugt ist auch ein Speicher, mindestens ein flüchtiger Speicher vorgesehen.
Die Erfassung der Messwerte der Druckmanschette erfolgt über einen Drucksensor im Füllmedium der Manschette. Diese werden über die Zeit ermittelt. Die Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale umfasst bevorzugt die Zuordnung der Signale über die Zeit zu einem Herzschlagzyklus sowie zu einem Atemzyklus.
Innerhalb eines Atemzyklus kann dann durch Vergleich der absoluten und relativen Schwankung die Ermittlung der Herz- Lungen Interaktionsparameter (HLI) erfolgen.
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung vorgesehen, bei der eine Ausgabeeinrichtung (15) zur Ausgabe des ermittelten Herz-Lungen Interaktionsparameters (HLI) vorgesehen ist.
Die Ausgabeeinrichtung kann eine Anzeige oder eine
Übergabeeinrichtung der Messwerte bzw. der Auswertung des ermittelten Herz-Lungen Interaktionsparameters an eine andere Einheit umfassen. So ist es möglich, den Wert auf einem Monitor anzuzeigen und/oder über eine Schnittstelle an ein anderes Gerät weiterzugeben.
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung vorgesehen, bei der eine Volumenregelungseinrichtung (25) zur Regelung des Volumens in der Druckmanschette (20) vorgesehen ist.
Die Volumenregelungseinrichtung ist eine Einrichtung, über die der Druckmanschette Füllmedium zugeführt bzw. entzogen werden kann.
Auf diese Weise kann eine Regelung des Volumens in der Druckmanschette erfolgen, d.h. Volumen kann zur Messung der Randwerte zugeführt bzw. abgelassen werden bzw. der mittlere Druck kann zur optimalen Messung eingestellt werden. Es können bevorzugt Maßnahmen zur Verbesserung der Signal- Rauschqualität ergriffen werden:
Es kann eine Mittelung über mehrere respiratorische Zyklen erfolgen.
Grundsätzlich ist die Messzeitdauer, über die eine Druckmanschette an einer Extremität unter Druck gesetzt werden kann aufgrund der Beeinträchtigung der Durchblutung begrenzt. Es sind jedoch ohne Schäden befürchten zu müssen MessZeiträume über mehrere Minuten möglich. Bei längeren Messzeiträume ist zu beachten, dass durch Auspressen von interstitieller Flüssigkeit ein gewisser Druckverlust in der Manschette zu verzeichnen ist, der bevorzugt entweder durch eine korrespondierende Regelung oder auch durch entsprechende numerische Verfahren kompensiert wird.
Es können bevorzugt auch Maßnahmen zur Verbesserung der Druckmessqualität ergriffen werden:
Bei der konventionellen oszillometrischen Blutdruckmessung sind die Anforderungen an die zeitliche Auflösung und Korrektheit der Messung vergleichsweise gering. Es werden daher üblicherweise pneumatische Systeme mit manschettenfernen im Gerät liegenden Druckmesssensoren verwendet. Eine Verbesserung der Qualität des Messsignals ist beispielsweise durch Verwendung eines hydraulischen Mediums zu erzielen. Bevorzugt werden auch Drucksensoren verwendet, die in die Manschette integriert sind.
Ebenso bevorzugt ist die Verwendung eines möglichst wenig dehnbaren Materials für die Druckmanschette und das anhängende Schlauchsystems, da hierdurch eine Dämpfung der pulsatilen Amplituden im System selbst vermieden wird.
Weiterhin wird die äußerste Umhüllung der Manschette bevorzugt rigide ausgestaltet. Damit werden die
Kaliberschwankungen der arteriellen Gefäße noch umfassender in Druckschwankungen der Manschette übertragen. Besonders bevorzugt ist die äußere Umhüllung starr und das Füllungsmedium der Manschette inkompressibel. Dies führt dann zu einer kompletten Ankopplung der arteriellen Gefäße via der in Relation zu den erforderlichen Messzeiten nahezu inkompressiblen Körpergewebe (das sind diese, sofern die venösen Gefäße leer sind und sich keine Luft zwischen den Arterien und der Manschette befindet; dies ist beides der Fall). Der Druck kann noch nach lateral in das Gewebe ausweichen. Bevorzugt wird eine breitere Manschette gewählt, insbesondere eine Manschette mit einer Breite des halben umspannten Umfangs der Manschette, bevorzugt des ganzen umspannten Umfangs der Manschette, besonders bevorzugt von mehr als dem umspannten Umfangs der Manschette, insbesondere dem 1,3 bis 1,5-fachen umspannten Umfangs der Manschette. Der Druck kann damit umso weniger nach lateral ausweichen, je breiter die Manschette ist.
Besonders bevorzugt weist die äußere Umhüllung eine komplette Starre auf und nicht nur eine nicht dehnbare äußere Membran. Hiermit können Druckänderungen nicht auch nur teilweise in Änderungen der äußeren Form umgesetzt werden. Eine komplette äußere Starre könnte mit dem gleichen Prinzip erreicht werden, wie bei der Versteifung von Vakuummatratzen, also mit einer äußeren Kammer, die mit z. B. Mikrostyroporkugeln gefüllt ist, und die nach Anlegen evakuiert wird. Denkbar sind aber auch andere Möglichkeiten, eine schnelle äußere Starre zu bewirken, wie beispielsweise die Verwendung von ultraschnellen 2-Komponenten Systemen für die äußere Schicht der Manschette, die nach Aktivierung eine Starre bewirken können.
Bei einer "langärmligen" mehrkammerigen Manschette kann bevorzugt auch die Pulswellenausbreitungsgeschwindigkeit gemessen werden. Außerdem ist zu erwarten, dass bei Unterschreiten des systolischen Drucks in den (mehrkammerigen) Manschetten die Pulsation vornehmlich in den proximalen Manschetten beginnt, da die arteriellen Gefäße bei knapper Unterschreitung des Drucks nicht auf ganzer Länge geöffnet werden. Dies kann zur Identifikation des systolischen Blutdruckwertes herangezogen werden. Bei einer mehrkammerigen langärmligen Manschette können die mittig gelegene Teile wie eine konventionelle oszillometrische Manschette angesteuert werden, um zur Kalibration den systolischen und den diastolischen (mittleren) Blutdruck zu identifizieren, um sodann das auf ganzer Länge gemessene Signal damit zu kalibrieren.
Die beschriebenen Ausführungsformen der Manschette können sowohl in einer wiederverwendbaren, aber auch in einer bei nur einem Patienten einsetzbaren „Einmalblutdruckmanschette" realisiert werden. Eine hohe Genauigkeit des Messverfahrens mit der „Einmalblutdruckmanschette" kann dadurch erreicht werden, dass ein elektronischer Druckaufnehmer direkt in die Manschette an dem Ort integriert wird, wo mit den größten Druckschwankungen zu rechnen ist. Dies kann auch durch einen zweikammerige Einmalmanschette erreicht werden, wo in der äußeren Kammer das Gasvolumen entsprechend variiert wird, wogegen in der inneren fluid-gefüllten Kammer mit niedrigerer Compliance, die direkt an das zu komprimierende Gewebe koppelt, die Druckmessung direkt mit dem integrierten vorzugsweise elektronischen Druckaufnehmer erfolgt. Bevorzugt wird als Druckmanschette ein konventionelles NIBP- Gerät (NIBP= non-invasive blood pressure) verwendet (wie es in den meisten Patientenmonitoren vorhanden ist) und die Modifikation der Geschwindigkeit des Ablassens des Druckes aus der Manschette wird bevorzugt durch ein Zusatzgerät umfassend eine Zusatzventil realisiert. Beispielsweise ist es möglich, das Zusatzventil fernzusteuern und die ansonsten zu schnelle Ablassgeschwindigkeit des konventionellen NIBP- Gerätes nur solange zu reduzieren, bis ein PPV-Wert erhalten wird.
Dadurch kann man im Zusammenspiel mit einem konventionellen NIBP-Gerät, nachdem die Manschette aufgeblasen wurde, durch ein spezielles gesteuertes Ventil den Druckabfall in der Manschette verhindern. Bevorzugt kann in dem Zusatzventil auch ein Drucksensor für die erfindungsgemäße Messung integriert sein.
Bevorzugt sind auch Maßnahmen bei der Auswertung der pulsatilen Oszillationen.
Bevorzugt werden nach Artefakterkennung die Minima und die Maxima ermittelt. Es können auch die Flächen unter den oszillatorischen Schwankungen ausgewertet werden und hier wiederum deren respiratorische Variationsbreite.
In einer weiteren Ausprägung können die gemessenen Signal an Modellkurven angepasst werden, z.B. mit linearen oder nicht- linearen Fitting-Verfahren. Die gesuchten Größen lassen sich sodann aus den Parametern der Modellkurven ableiten.
Weiterhin kann die Standardabweichung der oszillatorischen Schwankungen während eines Herzschlags oder während mehreren Herzschlägen oder in einem gleitenden Zeitfenster (z.B. zwei Sekunden) ausgewertet werden. Dadurch werden Fehler sowohl durch den langsamen Druckabfall als auch durch kurzfristige Störungen weitgehend unterdrückt.
Es ist besonders bevorzugt vorgesehen, eine Kombination der zuvor genannten Verfahren einzusetzen.
Beispiel:
Die Erfindung soll in einer Ausführungsform anhand des folgenden Beispiels beschrieben werden.
Die Manschette mit Drucksensor wird am Oberarm des Patienten angelegt.
Die Manschette wird mittels einer Pumpe soweit gefüllt, bis die Druckschwankungen maximal sind.
Der Druck in der Manschette wird während eines Messintervalls von 30 Sekunden alle 10ms aufgezeichnet. Insgesamt also 3000 Druckwerte. Alternativ kann auch ein längeres Messintervall von z.B. 90 Sekunden gewählt werden, wenn aufgrund des eingeschränkten Signal/Rausch -Verhältnisses bei niedrigen respiratorischen Tidalvolumina ein besseres Signal gewünscht wird. Es sind damit auch längere Mittlungszeiträume realisierbar, beispielsweise 1 — 2 Minuten
Es wird die Standardabweichung über ein gleitendes 2 Sekunden Fenster gebildet. Bei 10ms Abtastintervall sind das 200 Druckwerte .
S(t) = Standardabweichung (P[t,t+2s]). Dies wird für jeden Abtastwert t von Null bis (30-2) Sekunden wiederholt. Daraus resultiert eine Liste mit 2800 Standardabweichungen .
Im der Liste S(t) wird der maximale Wert Smax und der minimale Wert Smin gesucht.
Die Pulse Pressure Variation PPV wird berechnet mit PPV = 200% *(Smax-Smin)/(Smax+Smin)
Die Erfindung soll nun anhand von Zeichnungen weiter veranschaulicht werden. Hierbei zeigen:
Fig. 1 Eine Kurve des zeitlichen Verlaufs der Befüllung einer Druckmanschette gemäß einem
Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;
Fig. 2 eine Kurve der pulsatilen Messwerte über mindestens einen Atemzyklus und
Fig. 3 eine schematische Ansicht einer Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung von Herz-Lungen Interaktionsparametern gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung.
Figur 1 zeigt eine Kurve des zeitlichen Verlaufs der Befüllung einer Druckmanschette gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. In diesem Schaubild sind der Druck P gegen die Zeit t abgetragen. Mit zwei gestrichelten Linien sind das diastolische Druckniveau PD und das systolische Druckniveau PS eingezeichnet. Mit einer durchgängigen Linie sind der in der Druckmanschette gemessene Druckverlauf über die Messung dargestellt — zur leichteren Orientierung sind hierbei Punkte A bis G eingezeichnet .
Die entleerte Druckmanschette wird am Oberarm eines Patienten angelegt und mit Fluid gefüllt. Dadurch wird der in der
Druckmanschette gemessene Druck erhöht. Am Punkt A erreicht der Druck das Niveau des auf den Oberarm ausgeübten diastolischen Druck PD und es sind nun pulsatile Signale über den Drucksensor in der Druckmanschette zu verzeichnen. Das Volumen in der Druckmanschette wird weiter erhöht und die pulsatilen Signale werden zuerst stärker und dann wieder schwächer. Am Punkt B erreicht der Druck das Niveau des auf den Oberarm ausgeübten systolischen Druck PS und es sind nun keine pulsatile Signale über den Drucksensor in der Druckmanschette zu verzeichnen. Um sicher zu gehen, dass der systolische Druck PS erreicht war, wird das Volumen in der Druckmanschette noch ein wenig bis zu Punkt C erhöht und dann das Volumen in der Manschette abgelassen. Am Punkt D werden wieder erstmals pulsatile Signale verzeichnet und damit das Niveau des systolischen Drucks bestätigt. Damit sind das systolische und das diastolische Niveau ermittelt. Falls nun noch Zweifel am diastolischen Niveau bestehen sollten, ist es möglich, das Volumen in der Manschette weiter abzulassen, bis die pulsatilen Signale nicht mehr verzeichnet werden können — dann wäre das diastolische Niveau endgültig bestätigt.
Ausgehend vom Punkt D wird nun das Volumen in der Manschette weiter bis auf ein Niveau zwischen dem systolischen und diastolischen Niveau abgelassen — dies ist bei Punkt E erreicht. In diesem Bereich ist die Amplitude der pulsatilen Signale am höchsten und damit die zu messenden pulsatilen
Signale am besten abzugreifen. Am Punkt E wird nun die Zufuhr von Fluid in die Manschette gestoppt bzw. die Zugänge abgesperrt, so dass das Volumen in der Druckmanschette im Wesentlichen konstant bleibt. Nun findet die Messung der pulsatilen Signale über mindestens einen, bevorzugt mindestens drei Atemzyklen bis zum Punkt F statt. Falls es während dieser Messung aufgrund der Verdrängung von Körperflüssigkeit aus dem unter der Druckmanschette befindlichen Gewebe am Oberarm des Patienten zu einer
Reduktion des Druckes kommt, wird bevorzugt das Volumen in der Manschette in dem Umfang nachgefüllt, dass wieder das Niveau zwischen den Punkten E und F erreicht wird. Die so ermittelten Werte werden nach Artefakteausschluss pro Herzschlag und pro Atemzyklus ausgewertet und die gewünschten dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparameter, insbesondere die Pulsdruck-Variation PPV, ermittelt. Das Volumen in der Manschette wird nun weiter abgelassen und dabei der Punkt G passiert, der das Erreichen des diastolischen Niveaus PD kennzeichnet. Die Druckmanschette übt nun keinen nennenswerten Druck mehr auf den Oberarm aus und die durch die Messung verdrängten Körperflüssigkeiten können wieder in das Gewebe reponiert werden. Wenn es gewünscht wird, kann nun eine zweite Messung nach demselben Schema durchgeführt werden. In einer Variante ist es bei der Messung zwischen den Punkten E und F auch möglich, das Fluid aus der Manschette gezielt abzulassen, um dem Gewebe zu erlauben, sich wieder zu regenerieren und dann das Volumen des Fluids wieder auf das Niveau E-F anzuheben, um mit der Messung über einen weiteren Atmzyklus fortzufahren. Auf diese Weise können die
Oszillationen verbessert werden und damit die Messungen zuverlässiger durchgeführt werden, falls die Signale durch den ausgeübten Druck auf den Oberarm während eines Messzyklus zu schwach würden.
Figur 2 zeigt eine Kurve der pulsatilen Messwerte über mindestens einen Atemzyklus. Schematisch ist der gemessene pulsatile Druckverlauf zusammen mit einer Hüllkurve dargestellt. An den mit MI bezeichneten Punkten ist eine minimale Amplitude innerhalb eines Atemzyklus bezeichnet und mit MA sind die maximalen Werte für die Amplitude innerhalb des Atemzyklus bezeichnet. Mit AZ ist ein Intervall eines Atemzyklus veranschaulicht. Die Messung ist bei konstantem Volumen in der Druckmanschette vorgenommen und zeigt die respiratorische Schwankung der pulsatilen Signale innerhalb des Atemzyklus . In einem ersten Atemzyklus sind das Minimum mit MIl und das Maximum mit MAl bezeichnet, in einem zweiten Atemzyklus mit MI2 und MA2, etc. Innerhalb des so erkannten Atemzyklus kann diese respiratorische Schwankung nun ausgewertet werden und die gewünschten dynamischen Herz- Lungen Interaktionsparameter, insbesondere die Pulsdruck- Variation PPV, ermittelt werden.
Figur 3 zeigt eine schematische Ansicht einer Vorrichtung zur nicht-invasiven Bestimmung von Herz-Lungen Interaktionsparametern gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung. Eine Druckmanschette 20 ist mit einer Volumenregelungseinrichtung 25 ausgestattet. Die Druckmanschette 20 weist bevorzugt eine äußere Fläche mit geringer Elastizität auf, um die Compliance während der Messung gering zu halten. Dies kann beispielsweise über ein nicht-elastisches Band im Außenbereich der Druckmanschette 20 realisiert werden. Über diese Volumenregelungseinrichtung 25 kann der Druckmanschette 20 ein Fluid zugeführt bzw. abgezogen werden. Die Druckmanschette 20 weist einen Drucksensor 21 auf, der den in der Druckmanschette herrschenden Druck erfassen kann. Die Druckmanschette 20 bzw. der Drucksensor 21 innerhalb der Druckmanschette 20 ist über eine elektrische Leitung mit einer Steuereinrichtung 10 verbunden. Auf diese Weise können die von dem Drucksensor 21 ermittelten Signale an die Steuereinrichtung 10 übermittelt werden. An der Steuereinrichtung 10 ist eine Ausgabeeinrichtung 15 angeschlossen. Wenn dem Verlauf nach Figur 1 folgend nun eine Messung durchgeführt werden soll, wird die Druckmanschette 20 über die Volumenregelungseinrichtung 25 mit Fluid gefüllt. Nach passieren des Punktes A aus Figur 1 werden über den Drucksensor 21 pulsatile Signale erfasst, die an die Steuereinrichtung 10 übertragen werden. Auf diese Weise wird durch die Steuereinrichtung festgestellt, dass das diastolische Niveau erreicht wurde. Das Volumen wird weiter erhöht und die gemessenen pulsatilen Signale nehmen an Intensität zu, bevor sie wieder abnehmen und dann bei Erreichen des systolischen Niveaus ganz verschwinden. Die Volumenregelungseinrichtung 25 reduziert nun den Zufluss des Fluids und lässt in der Folge das Volumen des Fluids in der Manschette 20 auf den Mittelwert zwischen den Volumina ab, die beim diastolischen und systolischen Niveau verzeichnet worden waren. Nun ist der Punkt E in Figur 1 erreicht. Das Volumen wird nun von der Volumenregelungseinrichtung 25 konstant gehalten, d.h. die Zufuhr von Fluid in die Manschette 20 wird abgesperrt. Auf diesem Volumenniveau wird nun die Messung über mehrere Atemzyklen fortgeführt. Jede Sekunde werden 50 bis 200 Messwerte, bevorzugt 100 Messwerte des Drucksensors 21 aufgezeichnet und an die Steuereinrichtung 10 übermittelt. Dort werden die Messwerte auf Herzschlag und Atemzyklus hin ausgewertet und die Minima und Maxima der Amplituden innerhalb eines Atemzyklus bestimmt. Hieraus wird die respiratorische Variation der gewünschten dynamischen Herz-Lungen Interaktionsparameter, insbesondere die Pulsdruck-Variation PPV, ermittelt. Der so ermittelte Wert wird dann auf der Ausgabeeinrichtung 15 angezeigt, im vorliegenden Fall ein PPV von 9 %. Bezugszeichenliste
Steuereinrichtung Ausgabeeinrichtung Druckmanschette Drucksensor Volumenregelungseinrichtung

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur nicht invasiven Bestimmung von Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI) bei einem Patienten umfassend die Schritte:
Anlegen einer Druckmanschette (20)
Einstellen des Volumens der Druckmanschette (20) im pulsatilen Bereich des Patienten
Messen pulsatiler Signale über die Zeit
Auswerten der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung der Herz-Lungen Interaktionsparametern (HLI).
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
die Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) die Schlagvolumen-Variation (SW), die Pulsdruck-Variation (PPV) und/ oder die Präejektionsphasen-Variation (PEPV) umfassen.
3. Verfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüchen, wobei
das Messen der pulsatilen Signale über mindestens einen Atemzyklus des Patienten erfolgt, bevorzugt über mindestens drei Atemzyklen des Patienten erfolgt.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüchen, wobei
die respiratorische Variationsbreite der Herz-Lungen Interaktionsparameter (HLI) ermittelt wird.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüchen, wobei
das im pulsatilen Bereich des Patienten eingestellte Volumen der Druckmanschette (20) über die Messung der pulsatilen Signale im Wesentlichen konstant gehalten wird.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüchen, wobei
das Volumen der Druckmanschette (20) im pulsatilen Bereich des Patienten so eingestellt wird, dass das angelegte Volumen zwischen dem Volumen zur Ermittlung des systolischen Blutdrucks des Patienten und dem Volumen zur Ermittlung des diastolischen Blutdrucks des Patienten gewählt wird, bevorzugt der Mittelwert dieser beiden Werte ist.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüchen, wobei
aus den pulsatilen Signalen Werte für die Durchführung einer Pulskonturmethode abgeleitet werden.
8. Vorrichtung zur nicht invasiven Bestimmung von Herz- Lungen Interaktionsparametern (HLI) bei einem Patienten, umfassend
eine Druckmanschette (20) eingerichtet zur Messung des Manschettendrucks im pulsatilen Bereich über mindestens einen Atemzyklus des Patienten eine Steuereinrichtung (10) zur Erfassung der Messwerte der Druckmanschette (20) und zur Auswertung der gemessenen pulsatilen Signale zur Ermittlung der Herz- Lungen Interaktionsparameter (HLI).
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, umfassend
eine Ausgabeeinrichtung (15) zur Ausgabe des ermittelten Herz-Lungen Interaktionsparameters (HLI).
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 oder 9, umfassend
eine Volumenregelungseinrichtung (25) zur Regelung des Volumens in der Druckmanschette (20).
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