AT504569B1 - Vorrichtung zur signalverarbeitung und vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive messung des arteriellen blutdruckes - Google Patents

Description

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Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Signalverarbeitung insbesondere eine Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes.

Mit der kontinuierlichen Erfassung des Blutdruckes in einer Arterie auf nicht-invasive Weise (Continuous Non-invasive Arterial Pressure CNAP) beschäftigen sich Wissenschaftler und Forscher seit Jahrzehnten. 1942 stellte R. Wagner in München ein mechanisches System vor, das an der A. radialis mit der Hilfe der sog. "Vascular Unloading Technique" - dem Prinzip der entspannten Gefäßwand - den Druck in der Arterie aufzeichnen konnte (Wagner R. "Methodik und Ergebnisse fortlaufender Blutdruckschreibung am Menschen", Leipzig, Georg Thieme Verlag, 1942; Wagner R. et. al. "Vereinfachtes Verfahren zur fortlaufenden Aufschrift des Blutdruckes beim Menschen", Zschr. Biol. 112, 1960). Das 1973 von J. Penaz in Dresden vorgestellte Verfahren zur unblutigen Bestimmung des Blutdruckes (Digest of the 10th International Conference on Medical and Biological Engineering 1973 Dresden) wendet ebenfalls die Vascular Unloading Technique an. Diese ermöglichte erstmals eine kontinuierliche Registrierung des intraarteriellen Blutdruckes mit der Hilfe eines elektro-pneumatischen Regelkreises. Bei diesem Verfahren wird ein Finger durchleuchtet und durch eine Servoregelung und eine Manschette wird ein Druck auf dem Finger derart aufgebracht, dass der durch die Durchleuchtung registrierte, ursprünglich pulsatile Fluss, konstant gehalten wird.

Das Messverfahren stellt sich im Prinzip wie folgt dar: Eine Extremität des menschlichen Körpers in der sich eine Arterie befindet, wie zum Beispiel der Finger, die Handwurzel oder die Schläfe wird mit mindestes einer Lichtquelle durchleuchtet. Das Licht, das diese Extremität durchströmt (z.B. Finger) oder an einem Knochen reflektiert wird (z.B. Handwurzel, Schläfe), wird mit einem geeigneten Lichtdetektor registriert und ist ein Maß für das Blutvolumen in der Extremität (plethysmographisches Signal s(t)), genauer ein Maß für den Blutfluss in der Extremität, der ja bekanntlich die Volumensänderung pro Zeit ist. Je mehr Blut sich in der Extremität befindet, desto mehr Licht wird absorbiert und desto kleiner ist s(t). s(t) wird um seinen Mittelwert Smean bereinigt und somit As(t) einem Regler zugeführt. Der vom Regler gebildete Stellwert wird verstärkt, zu einem konstanten Arbeitspunkt (Setpoint SP) addiert und einem Servo- oder Proportionalventil zugeführt, das einen Druck in einer Manschette erzeugt, die an oder über der vom Licht durchleuchteten Extremität angeordnet ist.

Die Regelbedingung legt fest, dass As(t) über die Zeit durch den anliegenden Druck konstant gehalten wird. Wenn während der Systole das Herz mehr Blut in die Extremität pumpt und As(t) kleiner wird, so erhöht der Regler seinen Stellwert und der Druck in der anliegenden Manschette steigt so lange, bis das überschüssige Blut herausgedrückt wird und somit As(t) wieder ausgeglichen wird. Umgekehrt, wenn während der Diastole weniger Blut in die Extremität strömt, weil sich das Herz in der Füllphase befindet und daher As(t) steigt, senkt der Regler seinen Stellwert und vermindert dadurch den Druck am Finger. As(t) bleibt wieder konstant. Durch die beschriebene Regelbedingung (As(t) und somit das arterielle Blutvolumen in der Extremität bleiben über die Zeit konstant), ist der Druckunterschied (der so genannte transmurale Druck) zwischen dem intra-arteriellen Druck und dem außen anliegenden Druck gleich Null. Somit entspricht der außen anliegende Druck dem intra-arteriellen Druck in der Extremität. Dieser kann mittels eines Manometers somit kontinuierlich und nicht-invasiv gemessen werden.

Bei der oben angeführten Beschreibung des Penaz-Prinzips befindet sich der Regelkreis in der sogenannten „Closed Loop“ Operation. Die Regelschleife kann aber auch geöffnet werden (Open Loop), wobei der Stellwert des Reglers nicht mit dem Arbeitspunkt (Setpoint SP) addiert wird. Der Druck in der Manschette ist dann nicht von As(t) abhängig, sondern wird vom SP vorgegeben. In dieser Betriebsart wird der optimale SP an der Extremität ermittelt. Dieser SP entspricht laut Penaz dem mittleren arteriellen Blutdruck in der Extremität und ist dadurch gekennzeichnet, dass die Pulsationen von As(t) am größten sind.

Dabei wird stillschweigend angenommen, dass der bei der Durchleuchtung registrierte, pulsatile Signalanteil As(t) genau dem arteriellen Blutfluss bzw. dessen Verlauf im zu messenden 3 AT 504 569 B1 Körperteil (meistens der Finger) entspricht. Dies ist aber nur dann der Fall, wenn das Blut im Sensorgebiet gleichmäßig durch das Bett der Kapillaren fließt und der venöse Rückstrom (Rückfluss) konstant ist. Der arteriell-venöse Blutstrom ist jedoch sehr veränderlich. Die Veränderungen der venösen Lichtabsorption sind daher eine bedeutende Quelle für Störungen des Vascular Unloading Signals und des daraus gewonnen arteriellen Blutdruckes.

Die photoplethysmographische Methode nach Penaz bzw. „Vascular Unloading Technique“ oder in manchen Publikationen auch „Volume Clamp Methode“ genannt, wurde weiter verbessert. Die EP 0 537 383 A1 (TNO) zeigt beispielsweise eine aufblasbare Fingermanschette für die nicht-invasive kontinuierliche Blutdrucküberprüfung. Der aufblasbare zylindrische Raum ist pneumatisch mit einer Fluidquelle verbunden. Eine Infrarotlichtquelle und ein Detektor sind beidseitig des Fingers innerhalb des festen Zylinders positioniert. Es ist ein Ventil zum Füllen des Zylinders mit Gas vorgesehen. Weiters sind elektrische Kabel für die Infrarotlichtquelle und des Detektors hindurchgeführt. Die US 4,510,940 A (Wesseling) und die US 4,539,997 A (Wesseling) zeigen Vorrichtungen zur kontinuierlichen nicht-invasiven Messung des Blutdruckes. Es sind eine fluidgefüllte Manschette, eine Lichtquelle, ein Lichtdetektor und ein Differenzdruckverstärker vorgesehen. Weiters zeigt die Veröffentlichung US 4,597,393 (Yamakoshi) eine Variante des Penaz-Prinzips.

In der WO 00/59369 A2 sind Verbesserungen der Ventilsteuerung bzw. des Druckerzeugungssystems sowie unterschiedliche Ausführungen der Druckmanschetten (z.B. Doppelmanschette) an verschiedenen Extremitäten dargestellt. In der WO 04/086963 A2 wird dargelegt, wie man die Doppelmanschette dahingehend nutzen kann, dass in einer Manschette der Blutdruck gemäß dem Penaz-Prinzip gemessen wird, wobei in der anderen Manschette eine optimierte Kontrolle des Arbeitspunktes (Setpoint SP) vorgenommen wird. Die WO 05/037097 A1 beschreibt ein verbessertes Regelungssystem für die Vascular Unloading Technique, wobei innen liegende Regelschleifen quasi optimierte Verhältnisse für die nächsten außen liegenden Regelschleifen darstellen.

Die genannten Veröffentlichungen stellen zwar Verbesserungen der Vascular Unloading Technique dar, es wird dabei aber stillschweigend angenommen, dass der pulsatile Anteil As(t) des plethysmographischen Signals s(t) dem arteriellen Signalanteil bzw. dem arteriellen Blutfluss entspricht.

Aus der Pulsoximetrie (optisches Verfahren zur nicht-invasive Bestimmung der Sauerstoffsättigung) ist es bekannt, Bewegungsartefakte, die das arterielle Signal a(t) stören, durch geeignete Maßnahmen zu eliminieren. In den Patentschriften US 4,653,498 A, US 5,025,791 A, US 4,802,486 A, US 5,078,136 A, US 5,337,744 A sowie US 6,845,256 A werden Methoden genannt, wie diese Bewegungsartefakte aus den gemessenen Signalen entfernt werden können. Diese Methoden eignen sich jedoch nicht als Grundlage für die Trennung zwischen dem arteriellen Signal a(t) und dem venösen Signal v(t) bzw. sind nicht Gegenstand der vorliegenden Erfindung.

In den Patenten und Patentanmeldungen US 5,769,785 A, US 6,036,642 A, US 6,157,850 A, US 6,206,830 A, US 6,263,222 A, WO 92/15955, EP 0 574 509 B1, DE 692 29 994, WO 96/12435 A2 werden neuartige Methoden zur Signalanalyse beschrieben, die aus zwei oder mehreren plethysmographischen Signalen die Störsignale aus einem Nutzsignal für die Messung der Sauerstoffsättigung mittels Pulsoximetrie eliminieren.

Aus der WO 92/15955 A1 ist eine Signalverarbeitungsvorrichtung bekannt, bestehend aus einem Detektor, welcher ein erstes und ein zweites Signal aufnimmt, welches sich aus einem ersten, bzw. zweiten erwünschten Signalteil und einem ersten, bzw. zweiten unerwünschten Signalteil zusammensetzen, sowie aus einem Referenzsignalprozessor, der die unerwünschten Signalteile des ersten und zweiten gemessenen Signals zu einem Referenzsignal kombiniert. Weiters weist die Vorrichtung ein Filter mit einem Eingang für das Referenzsignal und mindes- 4 AT 504 569 B1 tens einem der ersten oder zweiten vom Detektor gemessenen Signale auf, um ein Ausgangssignal zu erzeugen, welches die Funktion des ersten, bzw. zweiten gewünschten Signals aufweist.

In den letztgenannten Druckschriften werden u.A. Signalanalyseverfahren wie „Linear Relationship“, „Adaptive Filter", „Adaptiver Signal Prozessor“, „Adaptive Noise Canceler“, „Seif Opti-mizing Filter“, „Kalman Filter“ beschrieben. Die erwähnten Signalanalyseverfahren werden nicht nur in der Elektronik, sondern auch in der Medizin bei medizinischen bzw. physiologischen Signalen angewendet. (A.F.M. Smith and M. West: "Monitoring Renal Transplants: An Application for the Multiprocess Kalman Filter", Biometrics 39 (1983) p. 867 - 878; K. Gordon: „The Multi State Kalman Filter in Medical Monitoring“, Computer Methode and Programs in Biomedi-cine 23 (1986), p. 147-154). Die genannten Verfahren bilden eine der Grundlagen für den Gegenstand der vorliegenden Erfindung.

Aus der US 5,485,838 A ist eine Vorrichtung für die nicht-invasive Messung des Blutdruckes bekannt, welches im Wesentlichen aus einer Vorrichtung zum Aufbringen von Druck auf eine Blutdruckmanschette, einer Licht emittierenden Einheit, welche Licht zweier unterschiedlicher Wellenlängen aussendet und einem lichtempfindlichen Detektor, der die vom Körperteil durchgelassenen und reflektierten Lichtsignale unterschiedlicher Wellenlänge aufnimmt, besteht. Weiters ist eine Filtereinrichtung für die vom Detektor empfangenen Lichtsignale vorgesehen, sowie eine Berechnungseinheit für die aus den Lichtsignalen abgeleitete Sauerstoffsättigung des Blutes und eine Vorrichtung zur Blutdruckmessung, welche den auf die Blutdruckmanschette aufgebrachten Druck in Abhängigkeit von der gemessenen Sauerstoffsättigung ändert.

Aus der JP 2035555 A ist schließlich eine Vorrichtung zur gleichzeitigen Messung der Sauerstoffsättigung des Blutes und des Blutdruckes bekannt. Die Vorrichtung besteht im Wesentlichen aus einer Licht emittierenden Einheit, welche Licht zweier unterschiedlicher Wellenlängen aussendet, einer Berechnungseinheit für die transmitierte Strahlungsintensität, einer Vorrichtung zum Aufbringen von Druck auf eine Blutdruckmanschette und einer Filtereinheit, welche die von der Pulswelle verursachte Signalkomponente aus dem Messsignal entfernt.

Aufgabe der Erfindung ist es, im Allgemeinen eine Vorrichtung zu Signalverarbeitung derart zu verbessern, dass eine klare Trennung zwischen den Nutz- und Beisignalen einer ersten und zumindest einer zweiten, zeitlich veränderbaren Größe möglich ist, und im Speziellen eine Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes vorzuschlagen, durch welche eine klare Trennung zwischen arteriellem (Nutz-) Signal a(t) und venösen (Bei-) Signal v(t) des Blutvolumens bzw. Blutflusses erzielbar ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Vorrichtung mit folgenden Komponenten gelöst: • zumindest einem Detektor, zur Bereitstellung eines ersten Messsignals s^t) aus einer Messstrahlung einer definierten Wellenlänge, die sich ausgehend von einer ersten Strahlungsquelle entlang eines Ausbreitungsweges ausbreitet und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus einer weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, die sich ausgehend von zumindest einer weiteren Strahlungsquelle ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreitet, wobei sich ein Teil der Ausbreitungswege in einem Ausbreitungsmedium befindet, wobei das erste Signal Si(t) aus einem Nutzsignal a^t) und einem Beisignal Vi(t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale ai(t) bis aN(t) das Ergebnis einer ersten, zeitlich veränderbaren Größe a(t) im Ausbreitungsmedium ist und das erste und weitere Beisignale v^t) bis vN(t) das Ergebnis einer zweiten, zeitlich veränderbaren Größe v(t) im Ausbreitungsmedium ist; • einer Einrichtung zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf das Ausbreitungsmedium, wobei das Drucksignal p(t) eine Funktion der ersten, zeitlich veränderbaren 5 AT 504 569 B1

Größe a(t) des Ausbreitungsmediums oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor gemessenen Signalen Si(t) bis sN(t) ist; • einem Referenzsignalgenerator, der die vom Detektor gemessenen Signale Si(t)' bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrößen aufweist und aus diesen Eingangsgrößen ein Referenzsignal An’(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion der zweiten, zeitlich veränderbaren Größe v(t) oder der Beisignale v^t) bis vN(t) besteht. • einem Filter, das an einem Eingang das Referenzsignal An'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters mit dem Referenzsignal An'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter in zumindest einem der vom Detektor gemessenen Signale Si(t) bis sN(t) das jeweilige Beisignal v^t) bis vN(t) vom Nutzsignal ai(t) bis a^t) im Wesentlichen trennt.

Eine bevorzugte Anwendung findet das erfindungsgemäße Konzept zur Signalverarbeitung in einer Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes mit folgenden Komponenten: • einer ersten (1) und zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) zur Bereitstellung einer ersten und einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlängen; • zumindest einem Detektor (4), zur Bereitstellung eines ersten Messsignals s^t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus der weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei sich die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreiten und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil (3) befindet, wobei das erste Signal Si(t) einen ersten arteriellen Signalanteil ai(t) und einen ersten venösen Signalanteil v^t) aufweist und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) einen weiteren arteriellen Signalanteil aN(t) und einen weiteren venösen Signalanteil vN(t) aufweist, wobei der erste und weitere arterielle Signalanteile ai(t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) ist und der erste und weitere venöse Signalanteile v^t) bis vN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen venösen Blutflusses v(t) im Körperteil (3) ist; • einer Einrichtung (9, 10, 11, 12) zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil (3), wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor (4) gemessenen Signalen s^t) bis sN(t) ist; • einem Referenzsignalgenerator (6), der die vom Detektor (4) gemessenen Signale s^t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrößen aufweist und aus diesen Eingangsgrößen ein Referenzsignal Än'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der venösen Signalanteile Vi(t) bis vN(t) besteht. • einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal An'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal An'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale Si(t) bis sN(t) den jeweiligen venösen Signalanteil v^t) bis vN(t) vom arteriellen Signalanteil ai(t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt, wobei der arterielle Signalanteil dem arteriellen Blutfluss a(t) proportional ist.

Durch die erfindungsgemäße Vorrichtung ist eine klare Trennung zwischen arteriellem (Nutz-) Signal (z.B. ai(t) und venösem (Bei-) Signal (z.B. v^t)) des Messsignals möglich. Daher kann man ausschließlich den Signalanteil des arteriellen Blutes a(t) als Eingangsgröße für die Vascu-lar Unloading Technique verwenden.

Der herausgefilterte venöse Signalanteil v(t) kann beispielsweise dafür verwendet werden, um einen weiteren Nachteil der bestehenden Methode der Vascular Unloading Technique zu verbessern: Durch den Gegendruck am gemessene Körperteil wird der venöse Rückstrom aus dem Sensorgebiet behindert und dadurch verfärbt sich z.B. der Finger blau - es entsteht eine lokale Zyanose. Durch Überwachung des venösen Signalanteiles sowie der venösen Sauer- 6 AT 504 569 B1

Stoffsättigung kann das System abgeschaltet bzw. auf einen weiteren Sensor umgeschaltet werden, bevor die Messung für den Patienten unangenehm wird. Durch diese Trennung in arteriellen und venösen Signal kann weiters auch die Sauerstoffsättigung des arteriellen sowie des venösen Bluts gemessen und angezeigt werden.

Die Trennung von Nutz- und Störsignal ist zwar aus der modernen Nachrichtentechnik und Elektronik bekannt, hier ist es jedoch notwendig, weitere charakteristische Eigenschaften der beiden Signale zu kennen. Bei der Erfindung wird der Umstand ausgenutzt, dass arterielles Blut einen anderen Absorptionskoeffizienten bei einer bestimmten Wellenlänge des Lichtes hat als venöses Blut. Weiters muss für die Trennung auch die charakteristische Eigenschaft der Vascu-lar Unloading Technique beachtet werden, nämlich dass das durch Durchleuchtung bzw. Reflexion gewonnene Signal durch den aufgebrachten Gegendruck minimiert wird.

Eine nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil unter Verwendung der erfindungsgemäßen Vorrichtung weist folgende Schritte auf: • Bereitstellen einer ersten und zumindest einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlängen; • Erfassen eines ersten Messsignals Si(t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus der weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausgestrahlt werden und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in dem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil befindet, wobei das erste Signal s^t) aus einem Nutzsignal at(t) und einem Beisignal v^t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal SN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale a^t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderbaren arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil ist und das erste und weitere Beisignale Vi(t) bis vN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderbaren venösen Blutflusses v(t) im Körperteil ist; • Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil, wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteils oder eine Funktion aus einem oder mehreren der Signale Si(t) bis sN(t) ist; • Berechnen eines Referenzsignals An'(t) aus den Signalen s^t) bis sN(t) und dem Drucksignal p(t) als, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der Beisignale v^t) bis vN(t) besteht. • Trennen des jeweilige Beisignals v^t) bis vN(t) vom Nutzsignal a^t) bis aN(t) der erfassten Messsignale s^t) bis sN(t) mit einem Filter, dem das Referenzsignal An'(t) zugeführt wird, wobei die Filtercharakteristik des Filters mit dem Referenzsignal An'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Nutzsignal ai(t) bis aN(t) dem arteriellen Blutfluss a(t) proportional ist.

Der wesentliche Unterschied der vorliegenden Erfindung zu jenem Stand der Technik, der sich mit der Sauerstoffsättigung beschäftigen, liegt darin, dass sich die Maßnahme für die Trennung von arteriellen (Nutz-) und venösen (Stör-) Signalanteil (z.B. Filter oder andere geeignete Methoden zur Signalanalyse) innerhalb eines Regelkreises befindet. Dieser Regelmechanismus bringt in der bekannten Weise Energie bzw. einen Druck am gemessenen Körperteil auf, welcher dem arteriellen Blutdruck entspricht. Dieser Druck verändert somit die gemessenen plethysmographischen Signale aller aufgebrachten Wellenlängen an besagter Körperstelle und minimiert den arteriellen Signalanteil a(t). Im Idealfall wird dieser sogargegen Null gebracht.

Der aufgebrachte Druck ist weiters direkt abhängig vom Nutzsignal. Dieses arterielle (Nutz-) Signal a(t) beeinflusst also die Messung des gewünschten Signals - den arteriellen Blutdruck -der an der Körperstelle als (Gegen-) Druck aufgebracht wird. Die für die Regelung und Erzeugung dieses Druckes notwendigen plethysmographischen Signale - d.h. die über Lichtsensoren 7 AT 504 569 B1 gemessenen Signale beeinflussen sich über die Regelschleife selbst. Das muss zwangsläufig auch das Verhalten der Signalanalyseverfahren verändern, denn durch den aufgebrachten Druck wird auch das venöse (Bei-) Signal v(t) moduliert und ist somit nicht mehr unabhängig vom arteriellen Signal a(t). Auf diesen Umstand, dass a(t) und v(t) somit nicht unabhängige Signale sind, muss in geeigneter Form Rücksicht genommen werden. Dafür ist ein weiterer Freiheitsgrad in der Regelschleife notwendig und es kann z.B. der Umstand herangezogen werden, dass das arterielle Signal a(t) bei optimaler Einstellung des Regelkreises minimiert und im Idealfall sogar zu Null wird.

Das für die Trennung zwischen arteriellem (Nutz-) Signal a(t) und venösem (Bei-) Signal v(t) verantwortliche Filter braucht für die Bestimmung der Filtereigenschaften ein Referenzsignal n(t), welches später noch ausführlich beschrieben wird. Dieses Referenzsignal wird bei den Patenten von Diab et. al. aus Lichtsignalen und deren Korrelationen gewonnen. Bei der vorliegenden Erfindung ist es aber unabdingbar, dass auch der an der gemessenen Körperstelle aufgebrachte Druck p(t) in die Bestimmung des Referenzsignals n(t) einfließen muss. Dies ist ein weiterer wesentlicher Unterschied zum Stand der Technik.

Durch den am Körperteil aufgebrachten Druck kommt es auch zu physiologischen Veränderungen. Zwar ist die arterielle Versorgung des Körperteiles immer gegeben, denn durch den außen aufgebrachten Druck wird die Arterie nicht abgeklemmt, sondern es wird nur der Durchmesser der Arterie - und somit das Blutvolumen, das über das plethysmograpisch gemessene Signal ermittelt wird - konstant gehalten. Deswegen wird die Vascular Unloading Technique auch „Volume Clamp Method“ genannt. Anders ist es im kapillaren Bett und beim venösen Blutstrom. Dieser wird zunächst vom aufgebrachten Druck behindert, bis der Druck im venösen Gefäßsystem annähernd gleich groß oder größer ist. Erst dann kommt es zu einem venösen Rückstrom. Der vorhin beschriebene Umstand, dass das venöse Signal vom Druck, der wiederum vom arteriellen Signal erzeugt wird moduliert wird, ist also nicht nur eine rechnerische Tatsache, sondern findet tatsächlich statt. Es kommt durch die Behinderung des venösen Rückstromes bei den meisten Patienten zu einer blauen Verfärbung der Körperstelle (Zyanose), die aber harmlos ist, weil ja die Versorgung mit sauerstoffreichen arteriellem Blut immer gegeben ist. Dieser erhöhte Druck im kapillaren Bett und in den Venen führt zwangsläufig dazu, dass mehr Erythrozyten ihre Sauerstoffmoleküle abgeben können, weil sie länger an den Orten des Austausches verweilen - die Sauerstoffsättigung des venösen Blutes sinkt im Bereich der gemessenen Körperstelle. Dieser Umstand ist für den Patienten an und für sich harmlos, es muss aber bei der Messung der Sauerstoffsättigung darauf Rücksicht genommen werden. Weiters kann dieser Umstand dazu benutzt werden um eine Sicherheitsmaßnahme in das System einzubauen. Falls es durch eine Fehlfunktion doch zu einem Abschüren der arteriellen Blutversorgung kommt, kann dies durch die Überwachung der Sauerstoffsättigung detektiert werden und das System schaltet selbsttätig ab oder misst an einer anderen Körperstelle weiter. Diese Überwachungsfunktion ist ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung.

Die Bestimmung der Sauerstoffsättigung des arteriellen und venösen Blutes im selben Sensor, der auch für die Messung des arteriellen Blutdruckes verwendet wird, ist ebenfalls eine vorteilhafte Weiterbildung der vorliegenden Erfindung. Die herkömmliche Pulsoximetrie, die aus den beiden pulsatilen plethysmographischen Signalen das Verhältnis der optischen Dichte r und daraus wiederum die Sauerstoffsättigung Sp02 bestimmt, funktioniert hier nicht. Der Umstand, dass sowohl das arterielle Signal per se aber auch das venöse Signal durch den aufgebrachten Druck Anteil an den pulsatilen Signalkomponenten hat, würde die Bestimmung der optischen Dichte r verfälschen. Ein Filter oder eine andere geeignete Maßnahme der Signalanalyse um arterielles Blut vom venösen Blut zu trennen muss vorhanden sein, um die Sauerstoffsättigung zu bestimmen. Weiters muss berücksichtigt werden, dass das arterielle (Nutz-) Signal vom Regelkreis minimiert wird. Diese Eigenschaften weist das vorhandene Filter, das sich im Regelkreis für die Messung des arteriellen Blutdruckes bereits befindet auf, sodass die Bestimmung der Sauerstoffsättigung quasi ein vorteilhaftes Nebenprodukt der vorliegenden Erfindung ist. 8 AT 504 569 B1

Die JP 06-063024 A2 (Igarashi et. al) beschreiben ein Instrument zur gleichzeitigen Bestimmung des Blutdrucks und der Sauerstoffsättigung Sp02 in einem Sensor. Dabei wird die Pe-naz-Methode einfach dadurch erweitert, dass eine zweite Lichtquelle mit unterschiedlicher Wellenlänge vorhanden ist. Während der pulsatile Anteile eines Lichtsignals für die Vascular Unloading Technique zur Bestimmung des Blutdruckes verwendet wird, wird aus dem Verhältnis der beiden pulsatilen Anteile die Sauerstoffsättigung bestimmt. Es ist kein Filter oder eine andere geeignete Maßnahme der Signalanalyse vorhanden um arterielles Blut vom venösen Blut aus den beiden Signalen unterschiedlicher Wellenlänge zu trennen. Weiters werden keine Maßnahmen gesetzt, die die vorhin beschriebenen Veränderungen der plethysmographischen Signale durch den aufgebrachten Druck berücksichtigen. Durch den veränderten venösen Rückstrom, der vom arteriellen Signal über die Regelschleife moduliert wird, ist eine Verfälschung des Messwertes zu erwarten. Ganz einfach gesagt - durch den angebrachten Gegendruck' und den dadurch entstandenen venösen Rückstau an der Messstelle wird der Sp02-Wert deutlich verfälscht. Es kommt zu einer Unterschätzung der tatsächlichen Sauerstoffsättigung.

Die US 5,111,817 A (Clark et. al.) beschreiben ebenfalls ein System und eine Methode zur gleichzeitigen Bestimmung von Blutdruck und Sauerstoffsättigung. Auch hier befindet sich innerhalb einer Manschette eine zweite Lichtquelle unterschiedlicher Wellenlänge. Es fehlt hier aber die Regelschleife, die für die Bestimmung des kontinuierlichen Blutdruckes mittels der Penaz- bzw. Vascular Unloading Technique notwendig wäre. Der Blutdruck wird hierbei so gemessen, dass die plethysmographischen Signale bei bestimmtem konstantem Drücken in der Manschette ermittelt werden. Aus den Druck-Volumenverhältnissen wird ein sog. Hardy Model errechnet, das in weiterer Folge für die Ermittlung des Blutdruckes aus den plethysmographischen Signalen verantwortlich ist. Es fehlt weiters neben der Regelschleife auch ein Filter für die Trennung zwischen arteriellen und venösen Signalanteilen.

Die US 4,927,264 A (Shiga et. al.) offenbart ebenfalls eine Manschette und eine zweite Lichtquelle unterschiedlicher Wellenlänge im selben Sensor. Es handelt sich aber dabei um ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung der venösen Sauerstoffsättigung, wo ebenfalls eine Regelschleife und auch ein Filter für die Trennung zwischen arteriellen und venösen Signalanteilen fehlen.

An dieser Stelle wird darauf hingewiesen, dass bei der Erfindung alle angeführten Schaltungen sowohl als Hardware, z.B. auf einer elektronischen Printplatte, als auch als Software, beispielsweise in einem Rechner oder digitalen Signalprozessor DSP, ausgeführt werden können.

Die Erfindung wird im Folgenden anhand von zum Teil schematischen Zeichnungen näher erläutert.

Es zeigen: Fig. 1 eine erfindungsgemäße Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes, Fig. 2 die Vorrichtung gemäß Fig. 1 mit einer ersten Variante des Filters, Fig. 3 die Vorrichtung gemäß Fig. 1 mit einer zweiten Variante des Filters, Fig. 4 in einer Kalibrationskurve den Zusammenhang zwischen dem optischen Dichteverhältnis r und der Sauerstoffsättigung Sp02, die Fig. 5a bis 5c Varianten der Ausgangsleistungsdiagramme der Filter sowie die Fig. 6a bis 6c weitere Varianten der Ausgangsleistungsdiagramme der Filter.

Fig. 1 beschreibt den generellen Regelkreis der erfindungsgemäßen Vorrichtung die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes mit einem Filter 7 zur Trennung der Signalanteile. Zunächst wird mit einer Strahlungsquelle bzw. Lichtquelle 1 sowie mit mindestens einer weiteren Strahlungsquelle bzw. Lichtquelle 2 unterschiedlicher Wellenlänge ein von einer Arterie durchflossener Körperteil 3 durchstrahlt. Dazu verwendet man vorzugsweise Leuchtdioden (LED) oder Laserdiode mit rotem bzw. infrarotem Licht. Ein geeigneter Körperteil ist z.B. der Finger mit der dazugehörigen A. digitalis, es bietet sich aber auch die Schläfe mit der A. 9 AT 504 569 B1 temporalis an. Hierbei wird das Licht an Schläfenknochen reflektiert. Das Licht wird von dem Körperteil 3 in unterschiedlichem Maß abhängig von der arteriellen und venösen Durchblutung absorbiert. Weiters ist die Absorption bei unterschiedlichen Wellenlängen abhängig vom Sauerstoffgehalt des Blutes. Es ist bekannt, dass sich sauerstoffreiches Blut rot verfärbt, sauerstoffarmes Blut hingegen bläulich. Die absorbierte Strahlung der zumindest zwei unterschiedlichen Wellenlängen wird an geeigneter Stelle von einem oder mehreren Detektoren 4 (z.B. Photodiode) gemessen. Damit nun zwischen den Signalen der unterschiedlichen Wellenlängen unterschieden werden kann, ist vorzugsweise ein Demultiplexer 5 vorhanden. Dieser steuert auch die Einschaltpunkte der Lichtquellen 1 und 2 und erzeugt somit zwei oder mehrere Signale (z.B. Si(t), s2(t) bis sN(t)), die mit der Absorption der Strahlung bei den jeweilig unterschiedlichen Wellenlängen korrespondieren. Die beiden Signale sind auch ein Maß für das Blutvolumen, das sich aktuell im Körperteil 3 befindet, bzw. ein Maß für den Blutfluss, der ja bekanntlich der Volumensänderung AV pro Zeiteinheit entspricht.

Die zumindest zwei Signale s^t) und s2(t) bis sN(t) werden nun an einen Refernzsignalgenerator 6 weitergeleitet, der aus den beiden Signalen s^t) und s2(t) bis sN(t) gemeinsam mit dem später noch zu beschreibenden Druck p(t) ein Signal An’(t) erzeugt, das die selben Frequenzeigenschaften besitzt wie eines der beiden Signale a(t) oder v(t). Dieses Referenzsignal dient nun dem nachgeschalteten Filter 7 dazu, sich gemäß den jeweiligen Frequenzeigenschaften einzustellen. Somit kann das Filter 7 zwischen arteriellem und venösem Blutvolumen bzw. Blutfluss a(t) und v(t) im Körperteil 3 unterscheiden. Diese beiden Signale a(t) und v(t) werden dann einem Regler 8 weitergeleitet, der mit Hilfe einer Einrichtung aus einem oder mehreren Ventilen 9, einem Luftdruckerzeugungssystem bzw. Pumpe 10 und einer Manschette 12 einen Druck p(t) erzeugt, welcher mit einem Manometer 11 gemessen wird. Dieser Druck p(t) wirkt in der Manschette 12, die am zu vermessenden Körperteil 3 angebracht ist. Die Regelbedingung der Reglers 8 lautet, dass das arterielle Signal oder der arterielle Blutfluss a(t) über eine Zeitperiode mit der Hilfe des Druckes p(t) konstant gehalten wird. Die Charakteristik des Reglers 8 wirkt auch auf die Charakteristik des Referenzsignalgenerator 6 und somit auf das Filter 7 zurück.

Fig. 2 beschreibt eine mögliche Ausführungsform des Filters sowie die verschiedenen Einflüsse auf die Bestimmung der Filtercharakteristika N bzw. der Reglerübertragungsfunktion h. Es können zwar zwei oder mehrere Signale unterschiedlicher Wellenlänge für die vorliegende Erfindung verwendet werden, sinnvoller Weise wird man aber ein Signal mit rotem Licht und ein Signal mit infrarotem Licht verwenden. Deswegen wird ab nun die Bezeichnung für die Signale s^t) und s2(t) bis sN(t) durch die Bezeichnung sR(t) und S|R(t) für die bessere Verständlichkeit ersetzt.

Beispielsweise kann eine sogenannte „Bi-color LED“ eingesetzt werden, die mit hoher Frequenz zwischen einer ersten Wellenlänge von z.B. 660 nm und einer zweiten Wellenlänge von z.B. 940 nm umgeschaltet werden kann. Die beiden Lichtquellen 1 und 2 liegen dadurch mit dem Detektor 4 auf einer einzigen optischen Achse, wodurch die Ausbreitungswege der beiden Messstrahlungen zusammenfallen und das Messergebnis verbessert wird.

Zunächst werden in Fig. 2 die aus dem Demultiplexer 5 gewonnnen Signale sR(t) und SiR(t) von ihrem Mittelwert bereinigt. Dies kann beispielsweise mit den beiden Hochpassfilter 13 und 14 geschehen. Aus den beiden Signalen ÄsR(t) und AS|R(t) gewinnt der Referenzsignalgenerator 6 J unterschiedliche Referenzsignale n-, - nj. Die dazu notwendigen r-Werte werden im r-Selektor 15 erzeugt. Ein weiteres Filter 16, das die inverse Charakteristik des Reglers 8 aufweist, erzeugt weiters ein gefiltertes Drucksignal, das ebenfalls für die Gewinnung der Referenzsignale benötigt wird. Aus diesen J Referenzsignalen werden nun J Filtercharakteristika für eine Filtermatrix 17 bestimmt. Es entstehen J unterschiedliche Filter, mit denen die Signale sR(t) oder S|R(t) gefiltert werden können. Eine Entscheidungsmatrix (Decision Matrix) 18 wählt nun aus diesen J Filtern in der Filtermatrix 17 die geeigneten Filter mit Hilfe der Auswahlschalter 19 und 20 aus, um a(t) bzw. v(t) zu erzeugen. Die ausgewählten Filter entsprechen den r-Werten die genau zu der arteriellen Sauerstoffsättigung aSp02 bzw. ra sowie der venösen Sauerstoffsätti- 10 AT 504 569 B1 gung vSp02 bzw. rv passen. Somit ist auch aSp02 bzw. vSp02 bestimmt und diese Werte können mit den Anzeigen 21 und 22 angezeigt werden.

Fig. 3 beschreibt eine weitere Ausführungsform des Filters sowie die Einflüsse auf die Bestimmung der Filtercharakteristika N bzw. der Reglerübertragungsfunktion h in Bezug auf die zeitoptimierte Bestimmung von a(t) und v(t). Dabei wird anstatt dass a(t) und v(t) aus den richtig gewählten Filtern mit der Charakteristik von ra bzw. rv gewonnen wird die Tatsache ausgenützt, dass die beiden Signale a(t) und v(t) gewissen Formeln, die später beschrieben werden entsprechen. Man tauscht bei der hier vorliegenden Ausführung die Auswahlschalter 19 und 20 gegen die Rechenwerke 23 und 24. Diese Rechenwerke berechnen a(t) und v(t) anhand der vorgegeben ra bzw. rv. Diese r-Werte ra bzw. rv können zeitlich unkritisch aus der Filtermatrix 17 bzw. dem r-Selektor 15 gewonnen werden, die Rechenwerke hingegen können a(t) und v(t) in Echtzeit berechnen.

Fig. 4 zeigt eine typische Kalibrationskurve zwischen dem optischen Dichteverhältnis r und der Sauerstoffsättigung Sp02.

Die Fig. 5a bis 5c beschreiben verschiedene Möglichkeiten der Ausgangsleistungsdiagramme. Fig. 5a zeigt typische Ausgangsleistungen der J Filter, wenn die arterielle Sauerstoffsättigung aSp02 = 96 % (ra = 0,612) und die venöse Sauerstoffsättigung vSp02 = 72 % (rv = 1,476) ist. Bei r = 1 (Sp02 = 86,7 %) entsteht ebenfalls ein lokales Maximum (Peak) der Ausgangsleistungen durch die Rückkoppelung des Druckes auf Körperteil 3, der sich in den durch LED 1 und 2 gewonnenen Signalen sR(t) oder S|R(t) auswirkt. Die Entscheidungsmatrix 18 kann genau zwischen aSp02 (ra) und vSp02 (rv) unterscheiden.

Fig. 5b zeigt das Verhalten der Filter, wenn der venöse Blutstrom klein ist, bzw. nur durch den Druck p(t) beeinflusst wird, was bei r = 1 ist. Es gibt kaum veränderlichen, venösen Blutfluss, der z.B. durch Bewegung des Körperteiles 3 verursacht wird. Es bleibt aber klar der arterielle Blutfluss an der Stelle aSp02 = 96 % (ra = 0,612) sowie der Peak wegen der Rückkopplung sichtbar. Die Entscheidungsmatrix 18 erkennt, dass kein Störeinfluss auf Grund des venösen Blutflusses gegeben ist und kann a(t) direkt aus einem der beiden ungefilterten Signalen sR(t) oder S|R(t) berechnen. Es kann aber nur aSp02 angezeigt werden, was in der Regel für den Benützer aber ausreicht.

Fig. 5c zeigt das gleiche Verhalten - auch hier ist der Einfluss des venösen Blutflusses auf die Ausgangsleistungen gering. Hier ist in weiterer Folge aSp02 = 87 % (ra = 0,989) und es entsteht eine Überlagerung der Ausgangsleistungen, die durch ra sowie r = 1 entstehen. Für die Entscheidungsmatrix 18 bedeutet dies, dass aSp02 = 87 % angezeigt wird und wie bei Fig. 5b kein Störeinfluss auf Grund des venösen Blutflusses gegeben ist.

Fig. 6a bis 6c beschreiben ebenso verschiedene Möglichkeiten der Ausgangsleistungsdiagramme bei gewichteten Distanzen zu den unterschiedlichen r-Werten. Es treten die gleichen Phänomene wie in den Fig. 5a bis 5c auf, allerdings sind die Filter an den entscheidenden Stellen mit hoher Ausgangsleistung feiner aufgelöst und somit ist eine genauere Messung von r bzw. Sp02 möglich. Man beachte, dass die x-Achse in den Diagrammen gemäß Fig. 6a bis 6c keine äquidistante Skalierung aufweist, sondern sich die Auflösung von Sp02 mit der Höhe der Ausgangsleistung verändert.

Reaelverhalten bei der herkömmlichen Vascular Unloadinq Technique:

Wie bereits eingangs beschrieben wird bei der Vascular Unloading Technique angenommen, dass der arterielle Anteil im Volumenssignal oder im sog. plethysmographischen Messsignal s(t) dem pulsatilen Anteil As(t) entspricht - der Gleichanteil s0 entspricht somit dem mittlerem arteriellen Volumen, dem venösen Rückstrom, dem kapillaren Anteil sowie die Anteile aus dem Lichtsignal, die den Gewebeeigenschaften anzurechnen sind. Dieser pulsatile Anteil wird nun 1 1 AT 504 569 B1 für die Regelung des Gegendruckes p(t) verwendet, indem der Mittelwert bzw. Gleichanteil des Volumensignals smean zunächst bestimmt und dann abgezogen wird

Annahme in der Vascular Unloading Technique: s(t) = As(t) + s0, wobei As(t) der Anteil des arteriellen Blutes a(t) sein soll.

Verhalten des Reglers: p(t) = SP + h(s(t) - Smean) = SP + h(As(t) + S0 - Smean) = SP + h(AS(t)), wenn s0 = smean und SP dabei dem mittleren Blutdruck p0 = SP entspricht.

Der Druck p(t) wirkt nun in der Manschette und verändert auch s(t), genauer As(t). Die Regelbedingung lautet, dass As(t) => 0 geht und somit der pulsatile (= arterielle) Anteil aus dem Volumensignal s(t) eliminiert wird. s(t) = As(t) + So - g(p(t» wobei g das Übertragungsverhalten des Manschettendruckes auf den Finger darstellt. Idealerweise wäre As(t) = g(p(t)) bzw. p(t) = g'1(As(t) + sO) = SP + h(As(t)) oder P(t) - pO = g'1(As(t)) = h(As(t)) und somit Idealerweise g'1 = h

Das ist aber nur dann der theoretische Fall, wenn es zu keine Phasenverzögerung kommt und die Verstärkung des Reglers h gleich unendlich werden kann. In Wirklichkeit gibt es aber Phasenverzögerungen und auch die Verstärkung kann nicht unendlich groß werden. Im Gegenteil, eine Regelabweichung bzw. ein verkleinertes, aber nicht eliminiertes arterielles Volumensignal As(t) ist immer notwendig, ansonsten kann es zu keinen richtigen Drucksignal p(t) kommen. Dies ist wichtig, wenn man nun das Regulationsverhalten für die vorliegende Erfindung betrachtet:

Reqelverhalten der vorliegenden Erfindung:

Die Annahme der Vascular Unloading Technique, dass für den pulsatilen Anteil des plethysmographischen Messsignals s(t) ausschließlich arterielles Blut verantwortlich ist, ist falsch. Sowohl das kapillare Blut, als auch das venöse Blut können pulsatil sein, gerade, wenn der Patient den gemessenen Körperteil bewegt oder wenn die Sauerstoffsättigung des Blutes niedrig ist. Deswegen gilt: s(t) = a(t) + v(t) + s0 wobei a(t) dem arteriellen Blutfluss entspricht, unter v(t) der kapillare und der venöse Blutfluss verstanden wird sowie unter s0 alle anderen nicht trennbaren Gleichanteile (mittleres arterielles Volumen, konstanter venöser Rückstrom, Gewebeabsorbtion) gemeint sind. Misst man nun mit mindestens zwei oder mehreren Lichtfrequenzen, idealerweise mit einem roten und einem infrarotem Licht, so gilt folgendes: sR(t) = aR(t) + vR(t) + sR0 Messsignal des roten Lichtes

SiR(t) = aiR(t) + V|R(t) + S|R0 Messsignal des infraroten Lichtes 1 2 AT 504 569 B1

Bei unterschiedlichen Wellenlängen des Lichtes ergeben sich unterschiedliche Absorbtionskoeffizienten bzw. optische Dichten des arteriellen und venösen Signalanteiles, so dass man weiters schreiben kann: aR(t) = ra* a,R(t) = ra* a(t) vR(t) = rv* V|R(t) = rv* v(t) und somit: s,R(t) = a(t) + v(t) + sR0 sR(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + s,R0 ra und rv bezeichnen das Verhältnis der optischen Dichte (optical density ratio r) des arteriellen sowie venösen Blutes. Über empirische ermittelten Kalibrationskurven kann aus ra die Sauerstoffsättigung Sp02 des arteriellen Blutes bestimmt werden, aus rv die Sauerstoffsättigung des venösen Blutes. Kennt man beide Verhältnisse, kann der Filter, der noch näher beschrieben wird, das infrarote Lichtsignal S|R(t) und das rote Lichtsignal sR(t) gemäß obiger Gleichung in einen arteriellen Signalanteil a(t) sowie einen venösen Signalanteil v(t) zerlegen:

Zuerst wird der Gleichanteil aus beiden Signalen eliminiert, indem man nur die pulsatilen Signalanteile nimmt:

As,R(t) = a(t) + v(t)

AsR(t) = ra*a(t) + rv*v(t)

Man kann anschreiben:

AsR(t) = ra* (As,R(t) - v(t)) + rv*v(t) AsR(t) - ra*AS|R(t) = rv*v(t) - ra*v(t) Und somit:

ASR(Q-y ASW(Q r - r ’v 1a a(t) = AsIR(t) - ASH(t)-ra· AsIR(t) rv -ra oder _ AsR(t)-rv- ΔsIR(t) ra-rv

Dieses arterielle Signal a(t) wird nun für Einhaltung der Vascular Unloading Bedingung verwendet, d.h. dieses Signal ist das Eingangssignal des Reglers. Dabei ist es unwichtig, ob es sich um einen einfachen Regler, wie von Penaz oder allen anderen Gruppen beschrieben handelt, oder ob es sich um einen mehrstufigen Regler mit gemäß WO 00/59369 A2 (Fortin et. AI) handelt. Der Regler ist dahingehend ausgelegt, das Eingangssignal a(t) soweit gegen Null zu drücken, in dem der Ausgangsdruck, der in der Manschette wirkt, erhöht bzw. erniedrigt wird. Bei einem optimalem Regler ist somit a(t) = 0 und p(t), das vom Regler erzeugt wird entspricht dem arteriellen Druck im Finger pa(t). P(t) = SP + h(a(t)) 1 3 AT 504 569 B1

Der Druck in der Manschette beeinflusst aber auch die gemessenen plethysmographischen Signale sR(t) und S|R(t): s,R(t) = a(t) + v(t) + S|R0 - g(p(t)) sR(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0 - g(p(t)) und weiter:

SiR(t) = a(t) + v(t) + Siro - g(SP + h(a(t))) sR(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0 - g(SP + h(a(t))) wobei g wiederum das Übertragungsverhalten des Manschettendruckes auf den Finger darstellt. Man erkennt in dieser Formel auch die Abhängigkeiten der plethysmographischen Messsignale sR(t) und s,R(t) von a(t) über die das Verhalten der Regelschleife g(SP + h(a(t)))

Eigenschaften des Filters:

Das generelle Problem bei der Trennung der beiden Signale a(t) und v(t) ist, dass beide Signale im selben Frequenzband operieren. Wäre das nicht der Fall, dann könnte man mit relativ einfachen Frequenzfiltern (Tiefpass, Hochpass, Bandpass oder Bandsperre) die beiden Signale trennen. Ein weiters Problem besteht darin, dass sich das venöse Signal rasch ändern kann. Das führt dazu, dass man vorzugsweise ein sog. „Adaptives Filter“ verwendet, d.h. ein Filter, das seine Frequenzcharakteristik den gegebenen Umständen anpassen kann. Es wird darauf hingewiesen, dass ein solches Filter theoretisch auch mit herkömmlichen analogen Elektronikkomponenten als Hardware aufgebaut werden kann. Vorzugsweise wird man aber dieses Filter als digitales Filter aufbauen und als Software in einem Rechner implementieren. Die vorliegende Erfindung unterscheidet nicht zwischen einem analogen Filter und der digitalen Ausführung.

Bei der hier vorliegenden Erfindung wird der Umstand ausgenutzt, dass arterielles Blut einen anderen Absorptionskoeffizienten bei einer bestimmten Wellenlänge des Lichtes hat als venöses Blut. Weiters muss für die Trennung auch die charakteristische Eigenschaft der Vascular Unloading Technique beachtet werden, nämlich dass das durch Durchleuchtung bzw. Reflexion gewonnene Signal durch den aufgebrachten Gegendruck minimiert wird.

Zunächst wird ein Referenzsignal n(t) aus den Signalen sR(t), s(R(t) und p(t) erzeugt, das die gleichen Frequenzeigenschaften wie das venöse Signal v(t) hat. Idealerweise wählt man ra für die Bestimmung von n(t): n(t) = sR(t) - ra* s,R(t) n(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0 - g(SP + h(a(t))) - ra*(a(t) + v(t) + s,R0 - g(SP + h(a(t)))) n(t) = rv*v(t) + sR0 - g(SP + h(a(t))) - ra*v(t) - ra*s,R0 + ra*g(SP + h(a(t)))) nach Mittelwertbereinung erhält man:

An(t) = v(t)*(rv-ra) + g(SP + h(a(t))) * (ra-1)

An(t) = v(t)*(rv-ra) + g(SP +p(t)) * (ra-1)

Da g'1 = h (die Reglerübertragungsfunktion) und umgekehrt h‘1 = g ist, sowie weiters SP + Ap(t) bekannt ist, kann man g(SP + Ap(t)) * (ra-1) berechnen und abziehen und es bleibt: 1 4 AT 504 569 B1

An'(t) = v(t)*(rv - ra) + g(SP + Ap(t)) * (ra-1) - h‘1*(SP + Ap(t)) * (ra-1)

An'(t) = v(t)*(rv - ra)

An'(t) hat nun die gleichen Frequenzeigenschafen wie v(t). Dieses Signal kann nun verwendet werden, um z.B. ein adaptives digitales Filter so einzustellen, dass es dieselben Frequenzeigenschaften besitzt. Eine mögliche Berechnung eines solchen „adaptiven, autoregressiven Filters“ wurde in einem anderen Zusammenhang beispielsweise in „Fortin J, Habenbacher W, Gruellenberger R, Wach P, Skrabal F: Real-time Monitor for Hemodynamic Beat-to-beat Parameters and Power Spectra Analysis of the Biosignals. Proceedings of the 20th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Vol 20, No 1, 360-3, 1998" oder in „Schloegl A, Fortin J, Habenbacher W, Akay M: Adaptive Mean and Trend Removal of Heart rate Variability using Kalman Filtering. Proceedings of the 23rd Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Istanbul, 25-28 Oct. 2001, Paper #1383, ISBN 0-7803-7213-1.“ beschrieben.

Filtert man nun eines der beiden ursprünglichen plethysmographischen Messsignale sR(t) oder S|R(t) mit diesem Filter, dann bleibt das arterielle Signal a(t) über, da es ja bekannterweise in der Signalanalyse keine Unterscheidung zwischen den Frequenzeigenschaften und den zeitlichen Veränderungen (Gleichheit der Time- und Frequency Domain) gibt. An'(t) wird ständig berechnet und bestimmt bzw. adaptiert die Filterkoeffizienten für eines der beiden Signale sR(t) oder S|R(t) und es entsteht a(t), das wiederum als Eingangsignal des Reglers dient.

Bestimmung der Absorptionskoeffizienten: Für die Berechnung von a(t) und v(t) sowie von n(t) müsste also ra und rv bekannt sein. Das ist aber nicht der Fall, denn die Sauerstoffsättigung des Patienten ist zunächst einmal unbekannt. Der Trick liegt darin, dass man r dadurch bestimmt, in dem man einfach ausprobiert. Es ist bekannt, dass r ein Abbild der Sauerstoffsättigung ist. Die Funktion Sp02 = f(r) wurde dabei empirisch ermittelt. Bei einem r=1 hat man in etwa eine Sauerstoffsättigung von 87 % (genau 86,69 %). Die Sauerstoffsättigung (venös und arteriell) muss weiters in einem physiologischen Bereich liegen, d.h. im weitesten Ausmaß zwischen 30 % -100 %. Daraus ergibt sich ein natürlicher Wertebereicht von r = [2,46; 0,4]. Weiters ist eine hinreichend genaue Bestimmung von Sp02 dann gegeben, wenn man auf +/- 1 % genau messen kann. Somit ergeben sich z.B. J = 71 r-Werte bei einem Sp02 von [30 % -100 %] bzw. r = [2,46; 0,4].

Man nimmt zunächst ein bestimmtes r an und berechnet das Referenzsignal n(t) im Zeitbereich bzw. N(f) im Frequenzbereich, das dem jeweiligen Filterübertragungskoeffizienten entspricht: n(t) = sR(t) - r* S|R(t) n(t) = ra*a(t) + rv*v(t) + sR0 - g(SP + Ap(t)) - r*(a(t) + v(t) + s)R0 - g(SP + Ap(t))) nach Mittelwertbereinung erhält man:

An(t) = (ra - r)*a(t) + (rv - r) * v(t) + (r -1) * g(SP + Ap(t))

Bereinigt man das Referenzsignal wieder mit (r -1) * h‘1(SP + p(t)) erhält man:

An'(t) = (ra - r)*a(t) + (rv - r) * v(t) + (r -1) * g(SP + p(t)) - (r -1) * h'1(SP + p(t))

An'(t) = (ra - r)*a(t) + (rv - r) * v(t)

Wenn die Bereinigung des Referenzsignals mit (r - 1) * h"1SP + Ap(t)) nicht vollständig gelingt, weil sich die physiologische Übertragungsfunktion g doch ein bisschen von der Übertragungs- 1 5 AT 504 569 B1 funktion des Reglers h unterscheidet, dann bleibt auch ein geringer Restanteil (Faktor c) des g(SP+Ap(t)) Signals über, der nur bei r=1 eliminiert wird:

An'(t) = (ra - r)*a(t) + (rv - r) * v(t) + c * (r -1) * g(SP + Ap(t))

Zur Vollständigkeit - An'(t) wird gemessen aus:

An'(t) = sR(t) - r* S|R(t) - mean(sR(t) - r* s,R(t)) - (r -1) * h'1(SP + Ap(t))

An'(t) = Δ sR(t) - r* Δ S|R(t) - (r -1) * h'1(p(t))

Oft ist es leichter, den Frequenzgang des Reglers h zu invertieren bzw. p(t) mit dem inversen Frequenzgang des Reglers zu filtern. Dann würde man das Referenzsignal so gewinnen:

An'(t) = Δ sR(t) - r* Δ S|R(t) - (r -1) * H*1(p(t))

Setzt man nun für den oben beschriebenen Wertebereich r => [30 % - 100 %] Sp02 der Reihe nach ein, so kann man 4 Fälle unterscheiden: 1) r= ra An'(t) = (rv - ra) * v(t) + c * (ra -1) * g(p(t)) 2) r= rv An'(t) = (ra - rv) * a(t) + c * (rv -1) * g(p(t)) 3) r= 1 An'(t) = (ra -1) * a(t) + (rv -1) * v(t) 4) rt ra, rfi rv, χφ 1 An'(t) = (ra - r) * a(t) + (rv - r) * v(t) + c * (r -1) * g(p(t)) Führt man nun die vorhin beschriebene Filterung für alle [i= 1 bis J] r-Werte der Reihe nach durch, so kann man weiters die Ausgangsleitung P des adaptiven Filters berechnen. Diese ist bei den Fälle 1 - 3 am größten, bei Fall 4, wo der r-Wert nicht mit einen drei Möglichkeit (ra, rv oder 1) übereinstimmt, ist die Ausgangsleistung klein. Zeichnet man nun die Ausgangsleistungen aller J konsekutiven r-Werte bzw. Sp02-Werte auf so erkennt man die Bestimmung der richtigen Werte für ra bzw. rv. ra oder die arterielle Sättigung entspricht der höchsten vorkommenden Sauerstoffsättigung bzw. dem höchsten vorkommenden lokalen Maximum der Ausgangsleistung. An der Stelle r = 1 bzw. Sp02 = 87 % ist ein lokales Maximum, dass dem Rest von g(p(t)) entspricht. Das lokale Maximum, das sich unter diesen beiden r bzw. Sp02-Werten befindet, entspricht der venösen Sättigung. Es kann auch Vorkommen, dass die arterielle Sättigung genau 87 % entspricht und somit das lokale Maximum zusammenfällt. Auch dies ist mit geeigneten logischen Abfragen zu erkennen. Weiters könnten die Maxima für die venöse Sättigung und g(p(t)) fehlen. Das Maximum für die arterielle Sättigung fehlt aber nie und nur dieses ist für die Bestimmung des richtigen Referenzsignals sowie für die Sp02-Bestimmung wichtig.

Ist die arterielle Sauerstoffsättigung und der dazugehörige r-Wert bestimmt, dann ist auch das richtige Filter für die Trennung zwischen arteriellen und venösen Blut bestimmt. Das Filter, das die höchste Ausgangsleistung unter dem Sp02-Wert von 100 % liefert, bzw. das lokale Maximum der Ausgangsleistung mit der höchsten dazugehörigen Sauerstoffsättigung ist das Filter der Wahl. Es trennt a(t) von v(t) berechnet aus einem der beiden ursprünglichen plethysmographischen Signale sR(t) oder s!R(t).

Optimierung des Reglers:

Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht in der Optimierung des Regulationsverhaltens. Dabei sind zwei Werte interessant - die Größe von a(t), die durch den Regler ja minimiert wird und die Höhe der Ausgangsleistung bei r=1. Diese entspricht der Übereinstimmung von der physiologischen Übertragungsfunktion g zur Reglerübertragungsfunktion h. 1 6 AT 504 569 B1 Für die Optimierung von a(t) kann wiederum die Leistung von a(t) berechnet werden. Diese muss durch eine geeignete Wahl von h - genauer gesagt der Verstärkung des Reglers minimiert werden. Wird allerdings die Verstärkung von h zu groß gewählt, dann beginnt das System zu schwingen. In der Regel wird die Regelverstärkung in der sog. „Open Loop Phase“ bestimmt. Durch die Messung der Leistung von a(t) kann dies nun auch während der kontinuierlichen Blutdruckmessung die Verstärkung optimiert werden.

Dies kann wieder auch durch die Messung der Ausgangsleistung des Filters bei einem r=1 gemacht werden. Diese Ausgangsleistung entspricht normalerweise der Ausgangsleistung eines beliebigen anderen Filters r^1. Ist dort aber die Leistung erhöht, dann entspricht h ϊ g'1. Durch Adaptation von h kann dies ausgeglichen werden.

Geschwindigkeitsoptimieruna:

Die Werte für ra bzw. rv werden aus den Ausgangsleistungen der J (adaptiven) Filter bestimmt und aus ra und. rv wird weiters a(t) und v(t) gemäß den oben angeführten Formeln bestimmt. Da es bei den Filtern immer zu einer gewissen zeitlichen Verzögerung kommt, kann diese zeitliche Verzögerung Probleme bei der Regelung des Druckes p(t) bereiten. Eine möglichst zeitoptimale Bestimmung von a(t), das als Eingangsgröße für das Regelsystem notwendig ist wäre von Vorteil. Da man davon ausgehen kann, dass sich ra und. rv bzw. die arterielle und venöse Sauerstoffsättigung nicht innerhalb einer kurzen Zeit (z.B. in Millisekunden) ändert, ist eine Aufführungsvariante der vorliegenden Erfindung möglich. ra und. rv werden wie oben beschrieben aus den J Filtern für die r-Werte mit dem dafür notwendigen Zeitaufwand bestimmt. a(t) und v(t) können hingegen gemäß den bereits oben beschriebenen Formel in Echtzeit aus sR(t) und S|R(t) bei den vorliegenden Werten ra und. rv berechnet werden. a(t) = AsR(Q-r„· AsIR(t) ra-rv = AsR(Q-ra- AsIR(t) '' f - r lv 1 a

Optimierung der J Filter bzw. r-Werte:

Eine weitere Ausprägung der Erfindung entsteht durch folgende Überlegung. Die J Filter sind gemäß obiger Beschreibung z.B. im Wertebereich von [30 % - 100 %] der Sauerstoffsättigung im äquidistanten Abstand von 1 % aufgetragen. Dies ist über einen weiten Bereich vielleicht zu genau, im interessanten Bereich, wo die Ausgangsleistungen ra, rv oder 1 sind, unter Umständen zu ungenau. Dies kann dadurch verbessert werden, wenn man die Distanzen der r-Werte bzw. Sp02-Werte ebenfalls abhängig von den Ausgangsleistungen gewichtet. Je höher die Ausgangsleistung des Filters wird, desto geringer wird der Abstand zum nächsten Filter und umgekehrt bei kleiner Ausgangsleistung ist dann der Abstand größer. Am Anfang der Messung, wo die Ausgangsleistungen noch nicht bekannt sind, müsste der Abstand z.B. äquidistant sein und dieser könnte sich im Laufe der Messung zur höheren Genauigkeit wie beschreiben adaptieren.

Abkürzungen s(t) plethysmographisches Messsignal bzw. Volumensignal a(t) arterieller Signalanteil von s(t) bzw. Nutzsignal v(t) venöser Signalanteil von s(t) bzw. Beisignal

As(t) pulsatiler Anteil des Messsignals s(t) s0 Mittelwert des Messsignals s(t) smean vom System berechneter Mittelwert des Messsignals s(t) sR(t) Mess- bzw. Volumensignal eines roten Lichtes

Claims (6)

1 7 AT 504 569 B1 S|R(t) p(t) SP h bzw. H g bzw. G Sp02 aSp02 vSp02 r ra rv J n(t) N(f) An'(t) Mess- bzw. Volumensignal eines infraroten Lichtes zeitlich veränderliches Drucksignal - Blutdruck Arbeitspunkt des Druckes Übertragungsfunktion (Zeit- vs. Frequenzbereich) Übertragungsfunktion (Zeit- vs. Frequenzbereich) Sauerstoffsättigung arterielle Sauerstoffsättigung venöse Sauerstoffsättigung Verhältnis der optischen Dichte (optical density ratio) Verhältnis der optischen Dichte bei arteriellem Blut Verhältnis der optischen Dichte bei venösem Blut Anzahl der Filter Referenzsignal im Zeitbereich Referenzsignal bzw. Filterübertragungsfunktion pulsatiles, von der Übertragungsfunktion H bereinigtes Referenzsignal Patentansprüche: 1. Vorrichtung zur Signalverarbeitung mit folgenden Komponenten: • zumindest einem Detektor (4) zur Bereitstellung eines ersten Messsignals Si(t) aus einer Messstrahlung einer definierten Wellenlänge, die sich ausgehend von einer ersten Strahlungsquelle (1) entlang eines Ausbreitungsweges ausbreitet, und zumindest eines weiteren Messsignals sN(t) aus einer weiteren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, die sich ausgehend von zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreitet, wobei sich ein Teil der Ausbreitungswege in einem Ausbreitungsmedium (3) befindet, wobei das erste Signal s-i(t) aus einem Nutzsignal a^t) und einem Beisignal v,(t) besteht und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) aus einem Nutzsignal aN(t) und einem Beisignal vN(t) besteht, wobei das erste und weitere Nutzsignale a^t) bis aN(t) das Ergebnis einer ersten, zeitlich veränderlichen Größe a(t) im Ausbreitungsmedium (3) ist und das erste und weitere Beisignale Vi(t) bis vN(t) das Ergebnis einer zweiten, zeitlich veränderlichen Größe v(t) im Ausbreitungsmedium (3) ist; • einer Einrichtung (9, 10, 11, 12) zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf das Ausbreitungsmedium (3), wobei das Drucksignal p(t) eine Funktion der ersten, zeitlich veränderlichen Größe a(t) des Ausbreitungsmediums oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor (4) gemessenen Signalen Si(t) bis sN(t) ist; • einem Referenzsignalgenerator (6), der die vom Detektor (4) gemessenen Signale s^t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrößen aufweist und aus diesen Eingangsgrößen ein Referenzsignal An'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion der zweiten, zeitlich veränderlichen Größe v(t) oder der Beisignale v^t) bis vN(t) besteht; • einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal An'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal An'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale Si(t) bis sN(t) das jeweilige Beisignal v,(t) bis vN(t) vom Nutzsignal a^t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt.

2. Vorrichtung für die kontinuierliche, nicht-invasive Messung des arteriellen Blutdruckes mit folgenden Komponenten: • einer ersten (1) und zumindest einer weiteren Strahlungsquelle (2) zur Bereitstellung einer ersten und einer weiteren Messstrahlung definierter, voneinander unterschiedlicher Wellenlänge; • zumindest einem Detektor (4) zur Bereitstellung eines ersten Messsignals s^t) aus der ersten Messstrahlung und zumindest eines weiteren Messsignals SnO) aus der weite- 1 8 AT 504 569 B1 ren Messstrahlung unterschiedlicher Wellenlänge, wobei sich die beiden Messstrahlungen ganz oder teilweise entlang des selben Ausbreitungsweges ausbreiten und sich ein Teil des Ausbreitungsweges in einem von arteriellem und venösem Blut durchflossenem Körperteil (3) befindet, wobei das erste Signal Si(t) einen ersten arteriellen Signalanteil a^t) und einen ersten venösen Signalanteil v^t) aufweist und wobei das zumindest eine weitere Signal sN(t) einen weiteren arteriellen Signalanteil aN(t) und einen weiteren venösen Signalanteil vN(t) aufweist, wobei der erste und weitere arterielle Signalanteile a^t) bis aN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) ist und der erste und weitere venöse Signalanteile v,(t) bis vN(t) das Ergebnis des zeitlich veränderlichen venösen Blutflusses v(t) im Körperteil (3) ist; • einer Einrichtung (9, 10, 11, 12) zur Aufbringung eines zeitlich veränderbaren Druckes auf den Körperteil (3), wobei das Drucksignal p(t), welches dem arteriellen Blutdruck entspricht, eine Funktion des arteriellen Blutflusses a(t) im Körperteil (3) oder eine Funktion aus einem oder mehreren vom Detektor (4) gemessenen Signalen s^t) bis sN(t) ist; • einem Referenzsignalgenerator (6), der die vom Detektor (4) gemessenen Signale Si(t) bis sN(t) sowie das Drucksignal p(t) als Eingangsgrößen aufweist und aus diesen Eingangsgrößen ein Referenzsignal An'(t) berechnet, das in seiner Hauptkomponente aus einer Funktion des venösen Blutflusses v(t) oder der venösen Signalanteile v^t) bis vN(t) besteht; • einem Filter (7), das an einem Eingang das Referenzsignal An'(t) empfängt, wobei die Filtercharakteristik des Filters (7) mit dem Referenzsignal An'(t) im Wesentlichen korreliert und wobei das Filter (7) in zumindest einem der vom Detektor (4) gemessenen Signale Si(t) bis sN(t) den jeweiligen venösen Signalanteil v^t) bis vN(t) vom arteriellen Signalanteil a^t) bis aN(t) im Wesentlichen trennt, wobei der arterielle Signalanteil dem arteriellen Blutfluss a(t) proportional ist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2 gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die die Filtereigenschaften des Filters (7) während der Signalanalyse mit Hilfe des Referenzsignals An'(t) adaptiv verändert.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3 gekennzeichnet durch eine Einrichtung, die aus den bei der Messung des Blutdrucks gewonnenen Filtereigenschaften weitere Parameter, beispielsweise die arterielle Sauerstoffsättigung aSp02 und/oder die venöse Sauerstoffsättigung vSp02, ableitet und anzeigt.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die beiden Strahlungsquellen (1, 2) als erste Messstrahlung rotes Licht einer Wellenlänge von z.B. 660 nm und als zweite Messstrahlung infrarotes Licht einer Wellenlänge von z.B. 940 nm bereitstellen. Hiezu

6 Blatt Zeichnungen