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