Treibende Kraft für den Blutdruck ist das Herz,
das in Ruhe 60-80 mal pro Minute ein Blutvolumen von ca. 90 ml in
die Aorta auswirft. Dieses Schlagvolumen kann während der Austreibungsphase
des Herzen (Systole) aufgrund der elastischen Strukturen vollständig in
der Aorta gespeichert und in der Entspannungsphase (Diastole) an
das nachfolgende Gefäßsystem
abgegeben werden. Das nachfolgende Gefäßsystem besteht aus muskulären Arterien,
deren Wandspannung durch das sympathische Nervensystem eingestellt
werden kann, kleineren Arteriolen, den Kapillaren und dem venösen System, welches
das Blut zurück
zum Herz führt.
Der zu einem bestimmten Zeitpunkt
im arteriellen Gefäßsystem
vorherrschende Druck wird von mehreren Einflussfaktoren bestimmt.
Dies sind im wesentlichen die Herzleistung (Schlagvolumen, Schlagkraft),
die Elastizität
der großen
Arterien, der periphere Strömungswiderstand
und das Blutvolumen. Der Blutdruck unterliegt einer komplexen Regelung,
die vom vegetativen Nervensystem ausgeführt wird. Kurzfristige Regulationsmechanismen
wie die nerval gesteuerte Anpassung der Herzleistung und des Gefäßtonus sorgen
für eine
schnelle Anpassung an plötzliche Änderungen
der Kreislaufsituation. Langsam ablaufende Regulationsmechanismen
sorgen vorwiegend durch hormonelle Systeme für eine Anpassung des Blutvolumens
an die Gefäßkapazität.
Die heute üblichen Verfahren zur nicht
invasiven Blutdruckmessung lassen sich in zwei große Gruppen
aufteilen, nämlich
Diskontinuierliche Messverfahren und Kontinuierliche Messverfahren.
Diskontinuierliche Messverfahren
Diskontinuierliche Messverfahren
sind Verfahren, die auf die Blutdruckmessung nach Riva-Rocci zurückgehen.
Dabei wird eine aufblasbare Manschette an einer Extremität (z.B.
Oberarm, Unterarm, Finger) angebracht. Die Manschette ist mit einem
Manometer zur Messung des Manschettendrucks verbunden. Wird nun
der Manschettendruck über
den maximalen (systolischen) arteriellen Blutdruck hinaus erhöht, kollabiert
die darunter liegende Arterie vollständig, es fließt kein
Blut mehr in die Extremität
unterhalb der Manschette. Verringert man den Manschettendruck auf
einen Wert unterhalb des systolischen arteriellen Blutdrucks, so öffnet sich
die Arterie kurzzeitig und Blut kann in die Extremität fließen. Dabei
treten pulssynchrone akustische Phänomene auf, die entweder direkt.
mittels eines Stethoskops oder indirekt über ein Mikrophon erfasst werden können. Diese
akustische Phänomene
werden auch als Korotkow-Töne
bezeichnet. Der Manschettendruck zum Zeitpunkt des ersten Auftretens
der Korotkow-Töne wird
dem systolischen Blutdruck und der Manschettendruck zum Zeitpunkt
des Verschwindens der Korotkow-Töne
dem diastolischen Blutdruck zugeordnet.
Eine Weiterentwicklung der Riva-Rocci-Methode
ist die sogenannte oszillometrische Blutdruckmessung. Dabei werden
statt der Korotkow-Töne
die Schwankungen des Manschettendrucks bei Ablassen des Drucks gemessen.
Diese Schwankungen entstehen durch die Übertragung der Pulsationen
in der gestauten Arterie auf die Manschette. Die größten Druckschwankungen
treten dann auf, wenn der Manschettendruck dem mittleren arteriellen
Druck entspricht. Systolischer und diastolischen Blutdruck lassen
sich mittels verschiedener mathematischer Verfahren aus der Kurve
der gemessenen Druckschwankungen errechnen.
Beide Verfahren haben jedoch einige
wichtige Nachteile. Das Aufpumpen der Manschette ist für den Patienten
unangenehm und kann bei höheren Manschettendrücken sogar
schmerzhaft sein. Die Messung lässt
sich nicht beliebig oft wiederholen, da eine zu häufige Messung
zu einer Schädigung
der gestauten Arterie führen
kann. Deshalb müssen Messpausen
zwischen zwei aufeinander folgenden Messungen eingehalten werden.
Der Messzyklus ist durch das nötige
Aufpumpen und Ablassen der Manschette mit ca. 1 Minute relativ lange.
Schnelle Blutdruckänderungen
(z.B. in Folge von Blutungen bei Intensivpatienten) lassen sich
mit dieser Methode nicht erfassen. Außerdem sind diese Verfahren
nicht besonders genau.
Kontinuierliche Messverfahren
Kontinuierliche Messverfahren sind
im Stand der Technik in verschiedensten Formen bekannt.
Volumenkompensationsmethode
Zur Messung wird eine aufblasbare
Manschette um den Finger gelegt, in die ein Photoplethysmograph
integriert ist. Mittels des Photoplethysmograph wird das Blutvolumen
im Finger registriert. Mit Hilfe einer schnellen elektropneumatischen
Ventilsteuerung wird der Manschettendruck so geregelt, dass das
photoplethysmographisch gemessene Blutvolumen des Fingers konstant
bleibt. Der geregelte Manschettendruck ist bei konstantem Fingervolumen dem
arteriellen Blutdruck proportional.
Die Volumenkompensationsmethode hat
einige wesentliche Nachteile: Bei eingeschränkter peripherer Durchblutung
(Schock) wird die Methode sehr ungenau. Wegen der abdrückenden
Manschette treten bei vielen Patienten Schmerzen im Finger auf.
Arterielle Applanationstonometrie
Bei der arteriellen Applanationstonometrie wird
ein lokal sehr begrenzter Druck auf eine Arterie mit einem darunter
liegenden Widerlager (meist Arteria radialis) ausgeübt, ohne
die Arterie zu kollabieren. Druckschwankungen der Arterie werden über Drucksensoren
registriert. Unter bestimmten Voraussetzungen ist der gemessene
Druck mit dem arteriellen Blutdruck proportional.
Der große Nachteil dieser Methode
ist die hohe Störanfälligkeit
durch Bewegungsartefakte. Bereits geringe Verschiebungen der Drucksensoren machen
eine Neukalibrierung notwendig. Daneben sind die Apparaturen oft
sehr unhandlich.
Zusammenfassend lässt sich sagen, dass keines
der beschriebenen Verfahren sich in optimaler Weise eignet, um den
arteriellen Blutdruck zuverlässig
und bequem zu bestimmen. Im folgenden werden verschiedene alternative
Ansätze
näher erläutert. Diesen
liegt meistens entweder ausschließlich oder in Kombination mit
anderen Verfahren das Verfahren der Bestimmung der Pulswellenlatenzzeit
zugrunde: Während
der Systole stößt das Herz
ein bestimmtes Volumen an Blut (Schlagvolumen) aus. Dies führt zum
Auftreten einer Druckwelle entlang des arteriellen Gefäßsystems,
die als Pulswelle bezeichnet wird. Die Ausbreitungsgeschwindigkeit
der Pulswelle hängt
nun unter anderen ab vom Blutdruck im arteriellen System. Je größer der
Blutdruck im Gefäßsystem,
desto größer ist
die Ausbreitungsgeschwindigkeit der Pulswelle. Bereits seit 1922
ist dieser Zusammenhang bekannt und mittlerweile Inhalt der medizinischen
Lehre (R. Busse, Gefäßsystem
und Kreislaufregulation, in Physiologie des Menschen, Schmidt, Thews,
Lang (Ed) 28. Auflage, 2000, 502-508).
Zur Messung der Ausbreitungsgeschwindigkeit
der Pulswelle werden zwei Messpunkte entlang einer Arterie benötigt. Aus
dem Zeitversatz der durchlaufenden Pulswelle lässt sich die Pulswellengeschwindigkeit
errechnen. Oft wird an Stelle der Ausbreitungsgeschwindigkeit der
Zeitversatz zwischen dem Eintreffen der Pulswelle an den jeweiligen Sensoren
angegeben. Dieser Laufzeitunterschied wird meist als Transitzeit
bezeichnet.
Geeignete Sensoren für die Messung
der Pulswelle arbeiten im wesentlichen nach den folgenden Prinzipien:
Bei der photoplethysmographischen Messung wird Licht einer bestimmten
Wellenlänge, die
meist im nahen Infrarotbereich liegt, mittels eines Senders (meist
LED) in die Haut eingestrahlt und das wieder austretende Licht mit
einem Detektor (meist eine Photodiode) gemessen. Dieses Licht kann
die obersten Gewebeschichten durchdringen und wird vom Blut stark
absorbiert. Liegen Sender und Detektor in einer Ebene, so wird das
zurück
gestreute Licht gemessen (Reflexion), befinden sich Sender und Detektor
auf verschiedenen Seiten der Körperstelle, dann
wird das durch die Körperstelle
hindurch scheinende Licht gemessen (Transmission). Das Eintreffen
einer Pulswelle führt
zu einem vergrößerten Blutvolumen
in der gemessenen Körperregion,
was zu einer verminderten Transmission bzw. Reflexion des eingestrahlten
Lichts führt.
Bei der Impedanzplethysmographie
wird die Impedanz einer Extremität
gemessen. Dazu wird ein elektrisches Hochfrequenzfeld mittels Elektroden
an einen bestimmten Abschnitt der Extremität angelegt. Mittels Elektroden
innerhalb des elektrischen Felds kann nun ein Impedanzsignal aufgezeichnet
werden.
EP-B1-0 467
853 ,
DE-A-100
61 183 und
US-A-4
807 638 offenbar esolche Sensorreinrichtungen zur Messung
der Pulswellengeschwindigkeit an zwei Körperstellen.
Zur Registrierung der Pulswelle können auch Sensoren
verwendet werden, die nach dem Prinzip des Dopplerverfahrens arbeiten.
Dabei kommen Verfahren des Laser-Dopplers,
oder des Ultraschalldopplers zum Einsatz. Im Unterschied zu plethysmographischen
Verfahren wird hier allerdings nicht der Volumenpuls, sondern der
Strömungspuls
gemessen.
Nachteil der genannten Methoden in
EP-B1-0 467 853 ist,
dass bei Messung an einer Extremität die Sensoren relativ dicht
beieinander liegen. Dadurch wird der gemessene Laufzeitunterschied der
Pulswelle sehr klein, was wiederum die Störanfälligkeit durch Artefakte erhöht und die
erzielbare Genauigkeit verringert.
Aus diesem Grund gibt es Ansätze (siehe beispielsweise
US-A-5 709 212 ),
den Beginn der Pulswelle aus dem EKG-Signal abzuleiten und das Eintreffen
der Pulswelle in der Peripherie nur mittels eines Sensors zu registrieren.
Zweckmäßigerweise bezieht
man sich im EKG auf einen leicht zu detektierenden Punkt, so dass
meist die Zeit zwischen R-Zacke und dem Eintreffen der Pulswelle
als Transitzeit verwendet wird (
EP-B1-0 181 067 ,
DE-A1-100 51 943 , WO 98/25516).
Tatsächlich beginnt die Pulswelle
nicht mit der R-Zacke, oder irgend einem anderen Punkt auf dem EKG,
sondern mit einem bestimmten Zeitversatz, der als Präejektionszeit
bezeichnet wird. Die Präejektionszeit
ergibt sich aus der Zeit, die das Herz braucht, um die elektrische
Erregung (EKG) in mechanische Aktivität (Kontraktion) umzusetzen
und der Zeit bis zum Öffnen
der Aortenklappe (Anspannungsphase).
Die meisten bekannten Verfahren und
Vorrichtungen zur Bestimmung der Pulswellentransitzeit setzen voraus,
dass sich die Präejektionszeit
nicht oder nur unwesentlich ändert.
Dies ist in der Praxis nicht der Fall. Die Präejektionszeit kann je nach Herz-Kreislaufsituation
eine relevante Änderung
erfahren, die zu einem gravierenden Fehler in der Bestimmung der
Transitzeit führt,
wenn sie unberücksichtigt
bleibt.
Es gibt Ansätze, die Präejektionszeit in die Bestimmung
der Transitzeit mit einzubeziehen. So offenbart
EP-B1-0 498 281 eine Vorrichtung
zur Bestimmung der Transitzeit, die sich statt auf die R-Zacke auf
den ersten Herzton bezieht, der zeitlich in etwa mit dem Beginn
der Pulswelle zusammenfällt. Nachteil
dieser Vorrichtung ist allerdings, dass der Herzton nicht bei allen
Patienten gut zu registrieren ist, und absolute Ruhebedingungen
voraussetzt.
Die Patente
DE 100 61 189 und
US-A-4 807 638 offenbaren
einen Ansatz, die Pulswellenlaufzeit mittels der Impedanzmessungen
an zwei Körperstellen
zu messen. Aufgrund zahlreicher Untersuchungen mit der Impedanzmessung
sowie theoretischer Überlegungen
müssen
bei der Impedanzmessung die beiden untersuchten Körperstellen
ausreichenden Abstand haben, um letztlich einen ausreichend großen Laufzeitunterschied
zu erzielen. Dies liegt vor allem an der relativ großen Ungenauigkeit
der Impedanzmessung, die aus der geringen Fokussierbarkeit des elektrischen
Feldes auf das Zielblutgefäß, der hohen
Störanfälligkeit
für Atembewegungen,
Muskelbewegungen, der Überlagerung
durch venöse
Blutflüsse
und der Überlagerung
durch den Lungenkreislauf herrührt.
Dieser Sachverhalt spiegelt sich auch klar in den Ausführungsbeispielen
des Standes der Technik klar wieder, die eindeutig eine Meßvorrichtung
aufzeigen, bei der eine Körperstelle
zentral (Thorax) und eine zweite Körperstelle eine periphere Extremität (Unterschenkel)
ist. Damit sind erhebliche Nachteile verbunden. Periphere Sensoren,
die an Extremitäten
angebracht sind, sind sehr empfindlich für Artefakte durch Bewegung
und Lagewechsel. Des weiteren unterliegen die Messungen in der Peripherie
stark den Einflüssen
des hydrostatischen Drucks, der sich bei Lageänderung der Extremität beträchtlich ändern kann.
Zuverlässige
Langzeitmessungen oder gar Messungen bei Bewegung sind damit praktisch
unmöglich.
Der Blutdruck in lebenden Körpern wird
in der Regel als systolischer und diastolischen Blutdruckwert angegeben.
Die Berechnung des systolischen und des diastolischen Blutdrucks
allein aus der Pulstransitzeit ist nicht möglich, weil der systolische Blutdruckwert
und der diatolische Blutdruckwert von verschiedenen Kreislaufparametern
unterschiedlich beeinflusst werden. So haben Herzschlagvolumen, peripherer
Gefäßwiderstand
oder Elastizitätsmodul der
Gefäße unterschiedliche
Auswirkungen auf den systolischen und diastolischen Blutdruck. Es
ist deshalb erforderlich, mindestens eine weitere Größe zur Berechnung
der Blutdruckwerte heranzuziehen. WO 98/25516 offenbart eine Vorrichtung,
die den Blutdruck aus der Transitzeit, dem Verlauf der plethysmographisch
gemessenen Pulskurve in der Peripherie und der Herzfrequenz berechnet.
EP-B1-0 467 853 beschreibt
eine Vorrichtung zur . Bestimmung des Blutdrucks aus der Verknüpfung von
Pulswellengeschwindigkeit mit einer Größe, die ein Maß für die Durchflussmenge
oder dem Volumen eines arteriellen Gefäßes gibt.
Den genannten Vorrichtungen und Verfahren gemeinsam
sind folgende Nachteile.
- – Die
oben angeführten
Nachteile der Transitzeitbestimmung in der Peripherie erlauben nur
eine relativ ungenaue Messung der Transitzeit.
- – Die
Messungen an einer Extremität
erfordern absolute Ruhebedingungen und sind an mobilen Patienten
nicht anwendbar.
-
- – Die
in der Peripherie gewonnne weitere Größe zur Kalkulation des Blutdrucks
wie z.B. die periphere Volumenkurve erlaubt bei bestimmten Kreislaufzuständen (z.B.
Zentralisation beim Schock) keinen zuverlässigen Rückschluss auf den zentralen
Blutdruck.
Demgegenüber liegt der Erfindung die
Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur verbesserten
nicht invasiven Blutdruckmessung bereitzustellen. Diese Aufgabe
wird mit den Merkmalen der Patentansprüche gelöst.
Die Erfindung geht von dem Grundgedanken aus,
den aktuellen Blutdruck aus einer Verknüpfung einer oder mehrerer die
Hämodynamik
des Herzens beschreibenden Größen mit
der Pulswellentransitzeit abzuleiten. Die Herzleistung wird dazu
mittels Impedanzkardiographie direkt am Herzen bestimmt. Erfindungsgemäß wird der
Blutdruck unter Verwendung der Pulswellentransitzeit ermittelt,
die aus der Differenz zwischen einem impedanzkardiographisch gemessenen
Signal und dem peripheren Pulswellensignal gebildet ist. Die Erfindung
kombiniert also zur Bestimmung der Pulwellentransitzeit zwei unterschiedliche
Messtechnologien, nämlich
die Impedanzkardiographie (Messung direkt am Herzen und nicht in
der Peripherie bzw. einer Arterie) und die periphere Pulswellenmessung,
vorzugsweise mittels Photoplethysmographie. Die so ermittelte Pulswellentransitzeit wird
dann mit dem Signal der Impedanzkardiographie zur Ermittlung des
Blutdrucks verknüpft.
Am Herzen werden somit mittels der Impedanzkardiographie die Herzleistung
und der Startpunkt für
die Ermittlung der Pulswellentransitzeit gemessen. Der weitere Sensor
zum Messen des Endpunkts der Pulswellentransitzeit wird vorzugsweise
am Rumpf angeordnet.
Die Impedanzkardiographie ist ein
Verfahren zur Registrierung der Hämodynamik des Herzens und beruht
auf der typischen Impedanzänderung
im Brustkorb während
des kardialen Zyklus, wenn der Brustkorb als Dielektrikum in ein
Wechselstromfeld hoher Frequenz ( > 30
kHz) und niedriger Spannung gebracht wird. Die Methode beruht auf
der Messung der Summe aller Teilimpedanzen über die Messtrecke. Aus der
Impedanzänderung
kann auf die Herztätigkeit
zurückgeschlossen
werden. Darüber
hinaus erlaubt die Impedanzkardiographie eine genaue Registrierung
der systolischen Zeitintervalle und damit der Präejektionsperiode, wodurch sich
die bestehenden Nachteile der Bestimmung der Pulswellentransitzeit
vermeiden lassen. (Sherwood, A., et al., Methodological Guidelines
for Impedance Cardiography Committee Report, Psychophysiology Vol.
27, No. 1, 1990).
Die Hämodynamik des Herzens lässt sich aus
den mittels der Impedanzkardiographie ermittelten Impedanz Z0 und deren zeitlicher Änderung dZ/dt ableiten. Dazu
lässt sich
beispielsweise nach folgender Gleichung (siehe hierzu Sherwood,
A., et al.) das Schlagvolumen des Herzens angeben: SV = j × dZ/dtmax × VET × (L/Z0)2 (1) SV: Schlagvolumen
j:
spezifischer Widerstand des Blutes
dZ/dt: zeitliche Änderung
des Impedanzsignal
Z0: mittlere Impedanz
im Brustkorb
VET: ventrikuläre
Ejektionszeit
L: mittlerer Abstand der Impedanzabtastelektroden
Aus den gemessenen Größen wird
erfindungsgemäß eine Maßzahl G
für den
arteriellen Druck abgeleitet.
G = f(dZ/dt;Z0;tpw; KLS) (2) dZ/dt: zeitliche Änderung
des Impedanzsignal
Z0: mittlere Impedanz
im Brustkorb
tpw: Pulswellentransitzeit
KLS: Körperposition
(nur vorzugsweise)
Der Term f(dZ/dt;Z0;tpw;KLS) ist dabei
allgemein als eine Zuordnungsvorschrift zu verstehen, die alle Messgrößen zu einer
Maßzahl
für den
arteriellen Druck verknüpft.
Es ist dabei unerheblich, ob die Anwendung der Zuordnungsvorschrift
von einer Auswerteeinrichtung durchgeführt wird, die direkt mit der Messeinrichtung
verbunden ist, oder getrennt von der Messeinrichtung an einer separaten
Auswerteeinheit, z.B. PC mit geeigneter Software stattfindet.
Die Maßzahl G ist dem tatsächlichen
arteriellen Druck zuordenbar:
Psysolisch/diastolisch =
h(G) (3)
Psysolisch/diastolisch Systolischer
und diastolischer arterieller Druck
G: Maßzahl für den arteriellen Druck aus
(2)
Aufgrund der interindividuellen Unterschiede wird
die abgeleitete Maßzahl
für den
arteriellen Druck G vorzugsweise mittels eines Eichverfahrens den
tatsächlichen
Werten für
den systolischen oder diastolischen Druck zugeordnet. Ein geeignetes
Eichverfahren ist beispielsweise die parallele Durchführung eines
Orthostasetests mittels eines handelsüblichen akustischen oder oszillometrischen
Blutdruckgeräts. Die
Eicheinrichtung ist alternativ als ansteuerbares akustisches oder
oszillometrisches Blutdruckmessgerät integraler Bestandteil der
erfindungsgemäßen Vorrichtung.
Beim Orthostasetest werden mehrere
Blutdruckmessungen im Liegen und im Stehen durchgeführt, so
dass trotz der Ungenauigkeiten der herkömmlichen akustischen oder oszillometrischen Messverfahren
eine Zuordnungsvorschrift abgeleitet werden kann, die eine ausreichend
genaue Zuordnung der gewonnenen Maßzahl G (2) zum tatsächlichen
arteriellen Druck erlaubt.
Eine Eichung kann grundsätzlich auch
durch einzelne oder wenige Blutdruckmessungen mit einer herkömmlichen
akustisch oder oszillometrisch messenden Vorrichtung erfolgen.
Für
die Zuordnungsvorschriften (2) und (3) sind verschiedene
Verfahren erfindungsgemäß bevorzugt.
Geeignet sind beispielsweise tabellarische Verfahren und mathematische
Verfahren wie die Regressionsrechnung. Bevorzugt sind auch Verfahren der
Durchschnittswertbildung, so dass der Blutdruck entweder für jeden
Herzschlag und/oder über
eine bestimmte Anzahl von Herzschlägen ermittelt wird.
Durch die erfindungsgemäße Vorrichtung und
Verfahren steht ein Blutdruckmesssystem zur Verfügung, mit dem kontinuierlich
und mit hoher Präzision
der Blutdruck über
längere
Zeit gemessen werden kann, ohne den Patienten zu belasten. Das System
ist deshalb gut für
den Einsatz in der Patientenüberwachung,
der Erstellung von 24 Stunden Blutdruckprofilen, in der Humanpharmakologie
und in arbeitsmedizinischen Fragestellungen geeignet.
Die Erfindung wird im folgenden unter
Bezugnahme auf die Zeichnungen näher
erläutert.
Es zeigen:
1a,b die
Anbringung der Impedanzkardiographie-Elektroden am menschlichen
Körper;
2 den
schematischen Aufbau eines Pulswellensensors;
3 die
Signalverläufe
von EKG, Impedanzänderung
dZ/dt und Pulswelle; 4 die
erfindungsgemäße Blutdruckmessvorrichtung
gemäß einer
ersten Ausführungsform;
und
5 die
erfindungsgemäße Blutdruckmessvorrichtung
gemäß einer
zweiten Ausführungsform.
Die erfindungsgemäße Blutdruckmessvorrichtung
gemäß 4 und 5 weist eine Messeinrichtung 402, 501,
einen Hochfrequenzgenerator zur Erzeugung einer Hochfrequenzwechselspannung,
sowie mindestens zwei Elektroden 101, 104, 112, 115, 408, 412, 511, 515 zum
Aufbau des elektrischen Feldes im Brustkorb auf. Die Elektroden
können
entweder bandförmig
als Elektrodenbänder 101, 104 (1a) oder punktförmig 112, 115, 408, 412, 511, 515 ausgeführt sein.
Zusätzlich
weist die Vorrichtung mindestens zwei Elektroden 102, 103, 113, 114, 409, 411, 512, 514 innerhalb
des elektrischen Feldes zum Messen der elektrischen Impedanz auf.
Auch diese Elektroden können
entweder bandförmig
als Elektrodenbänder 102, 103 oder
punktförmig 113, 114, 409, 411, 512, 514 ausgeführt sein.
In bevorzugter Weise erlauben es weitere Elektroden, die auch entweder bandförmig als
Elektrodenbänder
oder punktförmig 407, 510 ausgebildet
sein können,
simultan zum Impedanzsignal auch eine Elektrokardiogramm zu erfassen.
Alternativ zu separaten Elektroden werden sowohl das Impedanzsignal,
als auch das EKG mittels gemeinsamer Elektroden 102, 103, 113, 114, 409, 411, 512, 514 an
jeweils einem Messpunkt gemessen. Die Messeinrichtung 402, 501 ist
geeignet, aus dem gemessenen Signal die mittlere Impedanz Z0, sowie die zeitliche Änderung der Impedanz dZ/dt zu
bestimmen. In der bevorzugten Ausführungsform registriert die
Messeinrichtung 402, 501 ebenfalls fortlaufend
das EKG.
Ferner weist die erfindungsgemäße Vorrichtung
eine Einrichtung 205, 402, 501, r zum
Erfassen einer Pulswelle in der Peripherie auf, wobei diese Einrichtung
sowohl nach den üblichen
photoplethysmographischen Verfahren, als auch nach den bekannten
Verfahren der Ultraschallmessung ausgeführt sein kann. Vorzugsweise
ist diese Pulswellenerfassungseinrichtung am Rumpf des lebenden
Körpers
angeordnet.
Eine erfindungsgemäß bevorzugte
Ausführungsform
eines solchen Sensors zeigt 2.
Dieser Sensor 205 arbeitet nach dem photoplethysmographischen
Reflexionsverfahren, bestehend aus einem Lichtsender 202 und
einem Lichtempfänger 201 und ist
so ausgebildet, dass er beispielsweise am Körperstamm auf der Haut 204 in
Herzhöhe
angebracht werden kann. Zusätzlich
enthält
der Sensor vorzugsweise Beschleunigungs- und/oder Lagesensoren 203 in
mindestens einer Raumebene, die eine Bestimmung der Bewegungsaktivität und/oder
der Körperlage
erlauben. Die Messeinrichtung 402, 501 registriert
das Signal der peripheren Pulswelle, sowie die Signale der Beschleunigungs-
bzw. Lagesensoren. Dies erlaubt es, die hydrostatischen Einflüsse auf
den Blutdruck zu korrigieren, sowie den ermittelten Blutdruck zur
körperlichen
Aktivität
in Beziehung zu setzen.
3 zeigt
eine typische Registrierung der Signale von EKG 301, Impedanzänderung
dZ/dt 302 und Pulswelle 303. Zur Bestimmung der Pulswellentransitzeit
werden auf der dZ/dt-Kurve 302, sowie der Pulswellenkurve 303 charakteristische
Punkte bestimmt. Die Analyse der Impedanz- und Pulswellensignale
wird erleichtert, wenn in dem Elektrokardiogramm 301 die
R-Zacke 309 detektiert wird, die aufgrund ihrer charakteristischen
Form und der Signalgröße leicht
zu registrieren ist, und von dort aus in einem bestimmten Zeitfenster
die Charakteristika der Impedanzsignale und des Pulswellesignals
bestimmt werden. Erfindungsgemäß wird jeweils
der Beginn des Anstiegs 310 der dZ/dt-Kurve 302 und des
Anstiegs 311 der Pulswelle 303 ausgewählt.
Alternativ dazu werden die Maxima
dieser Kurven verwendet. Die tatsächliche Pulswellentransitzeit 306 ist
nun die zeitliche Differenz der Messpunkte 310, 311.
Gemäß einer alternativen Ausführungsform wird
die tatsächliche
Pulswellentransitzeit bestimmt, indem mittels der dZ/dt-Kurve 302
und dem EKG 301 die systolischen Zeitintervalle 304, 307 und
hier vor allem die Präejektionsperiode 304 und
aus dem EKG 301 und dem Pulswellensignal 303 die
virtuelle Pulswellentransitzeit 305 bestimmt wird. Die
tatsächliche Pulswellentransitzeit 306 ergibt
sich dann als Differenz von virtueller Pulswellentransitzeit 305 und Präejektionsperiode 304.
Die impedanzkardiographisch ermittelten
Signale, die der hämodynamischen
Herzleistung entsprechen, werden von einer Auswerteeinrichtung 403, 507 mit
der Pulswellentransitzeit verknüpft
und die Maßzahl
G für den
tatsächlichen
arteriellen Druck ermittelt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist vorzugsweise
so ausgestaltet, dass die von der Messeinrichtung registrierten
Daten von der Auswerteeinrichtung 403, 507 ohne
größeren zeitlichen
Verlust ausgewertet und zur Ansicht gebracht werden. Eine solche
erfindungsgemäße Ausführungsform
kann beispielsweise als Überwachungsmonitor
in der intensivmedizinischen Versorgung zum Einsatz kommen. 4 veranschaulicht dies.
Die Messeinrichtung 402 enthält einen
Generator zur Erzeugung des elektrischen Feldes für die Impedanzkardiographie.
Der Generator ist über Kabel
mit den entsprechenden Elektroden 101, 104, 112, 115, 408, 412 zur
Einspeisung des elektrischen Feldes verbunden (siehe auch 1 a, b). Die Messeinrichtung 402 enthält weiterhin
Schaltungsmittel zur Registrierung der elektrischen Impedanz, des EKG,
der Pulswelle und der Körperlage
und -beschleunigung. Die Pulswelle, sowie die Körperlage und -beschleunigung
werden mittels des Sensors 205 registriert, wie er in 2 dargestellt ist. Die Messeinrichtung 402 ist
mit der Auswerteeinrichtung 403 verbunden. Ebenfalls mit
der Auswerteeinrichtung 403 verbunden ist vorzugsweise
die Eicheinrichtung 401, 406. Die Auswerteeinrichtung 403 errechnet
aus den von der Messeinrichtung 402 registrierten Signalen
und den von der Eicheinrichtung 401 ermittelten Eichwerten
mittels geeigneter Zuordnungsvorschriften den aktuellen systolischen
und diastolischen Blutdruckwert. Die aktuellen systolischen und diastolischen
Blutdruckwerte, sowie die Pulsfrequenz können von der Auswerteeinrichtung 403 gespeichert
und später
beispielsweise als Trendkurve abgerufen werden. Die von der Auswerteeinrichtung 403 ermittelten
Blutdruckwerte werden vorzugsweise auf einer Anzeigeeinrichtung 405 angezeigt.
Die Anzeigeeinrichtung ist beispielsweise als LCD-Anzeige ausgebildet.
Eine optionale Alarmeinrichtung 404 erlaubt die
Eingabe eines oberen und/oder unteren Grenzwerts für den ermittelten
systolischen und diastolischen Blutdruck und für die Herzfrequenz. Bei Über- bzw.
Unterschreiten der eingestellten Alarmgrenzen wird von der Alarmeinrichtung 404 ein
Alarmsignal (z.B. akustisches Alarmsignal) ausgelöst. Eine
Weitergabe des Alarms mittels elektrischer Signale an eine Zentraleinheit
ist ebenfalls möglich.
Gemäß einer alternativen Ausführungsform ist
die erfindungsgemäße Vorrichtung
als tragbarer Langzeit-Blutdruckrekorder ausgeführt (siehe 5). Bei dieser Ausführung ist die Messeinrichtung 501 zur
Registrierung der elektrischen Impedanz, des EKG, der Pulswelle
und der Körperlage und
-beschleunigung mit einer Speichereinrichtung 502 verbunden.
Die Speichereinrichtung 502 ist beispielsweise als Wechselspeicher
mit Flash-Speicherkarten oder mit kleinen Wechselfestplatten und
der entsprechenden Ansteuereinrichtung ausgeführt. Eine Ausführung als
Festspeicher auf der Basis von Flashspeicher oder Festplatten ist
ebenfalls möglich. Im
letzteren Fall enthält
die Vorrichtung eine Einrichtung 516 zur Übermittelung
der Daten an eine Auswertestation, z.B. einen USB-Bus, oder einen
elektromagnetischen Sender zur telemetrischen Datenübertragung.
Die tragbare Vorrichtung wird mittels eines oder mehrerer Akkus
mit Strom versorgt. Eine zusätzliche
Einrichtung 503 analysiert die von der Messeinrichtung übermittelten
Daten im Hinblick auf ihre Signalqualität. Bei nicht ausreichender
Signalqualität
wird auf einer Anzeigeeinrichtung 504 eine entsprechende
Warnung ausgegeben. Der Ladezustand der Stromversorgungseinrichtung 505 wird ebenfalls
von der Anzeigeeinrichtung 504 ausgegeben.
Nach erfolgter Langzeitaufzeichnung
kann der Vorrichtung der Datenspeicher 502 entnommen und
einer separaten Auswerteeinrichtung 517 zugeführt werden.
Diese Auswerteeinrichtung 517 besteht beispielsweise aus
einem handelsüblichen
PC mit Flashkartenlesevorrichtung und einer geeigneten Software
Mittels dieser Auswerteeinrichtung 517 wird ein Langzeitprofil
der Blutdruck- und Pulsfrequenzwerte erstellt. Vor oder nach der
Langzeitaufzeichnung wird mittels einer Eicheinrichtung 506, 509 eine Eichung
der Vorrichtung vorgenommen. Die Eicheinrichtung kann als separates
Blutdruckmessgerät 506, 509 ausgeführt oder
in die Auswerteeinrichtung integriert werden. Ist die Eicheinrichtung 506, 509 als
separates Blutdruckmessgerät
ausgeführt,
so kann in der Auswerteeinrichtung 517 eine Einrichtung 518 zur
automatischen Ansteuerung der Eicheinrichtung 506, 509 vorgesehen
werden. Enthält
der tragbare Rekorder keinen Wechselspeicher, so ist an der Auswerteeinrichtung 517 eine
Einrichtung 518 zur Übertragung
der Messdaten vorzusehen.
Weiterhin besteht die Möglichkeit,
durch Verwendung eines leistungsfähigen Mikrocontrollers mit entsprechender
Auswertesoftware, die gesamte Auswerteeinrichtung 517 in
die Langzeitvorrichtung zu integrieren.