WO2011023343A2 - Blutdruckmessvorrichtung und verfahren zur blutdruckmessung eines lebewesens - Google Patents

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pressure
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    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6824—Arm or wrist

Definitions

  • the invention relates to a device and a method for blood pressure measurement of a living being.
  • the invention relates to an apparatus and a method for determining parameters of the heart-lung interaction of a living being.
  • HAI heart-lung interaction
  • Non-invasive methods for measuring HLI parameters have so far not been very efficient due to the poorer signal quality.
  • the pulsatile signals i. by the
  • Pulse induced pressure changes in the arterial vessels are measured indirectly via the tissue with an external device. Damping effects, caused by attenuation in the tissue and in the measuring device, have a significantly negative effect on the signal-to-noise ratio. In practice, therefore, non-invasive methods fail.
  • US Pat. No. 5,255,686 discloses a device for non-invasive, continuous blood pressure measurement.
  • the measurement component is a conventional blood pressure cuff used to determine systolic, diastolic and mean blood pressure.
  • the object of the present invention was to provide an apparatus and a method for measuring blood pressure, which improve the signal quality in non-invasive measurement of pulsatile signals compared to the prior art.
  • a blood pressure measuring device (20) comprising a flexible element (30) which is adapted to at least partially surround a body part (10), wherein at least one pressure sensor element (40) is attached to the flexible element (30) and the flexible element (30) has stiffening means (31) by means of which the flexible element (30) can be stiffened.
  • the sphygmomanometer is a device with which pulsatile signals, i. Pressure oscillations in blood-conducting vessels of a living being, preferably a human, can be measured. It is intended for non-invasive use.
  • the flexible element has a compression element with which the flexible element is adaptable to a surface profile of a spatial object, preferably to a surface profile of a body part of a living being, particularly preferably to a surface profile of a body part of a human being.
  • the profile of at least one interface of the adapted flexible element then essentially corresponds to the inverse image of the surface profile to which the flexible element has been adapted.
  • the flexible element is preferably deformable.
  • the flexible element is elastically or plastically deformable.
  • the flexible element can be bent and / or impressed and / or twisted particularly preferably.
  • the flexible element Due to the deformation of the flexible element, it is possible to provide at least one surface of the flexible element by superposition of locally concave and / or convex profile structures with an arbitrary surface profile.
  • the deformation of the flexible element is preferably passive, ie it is effected by one or more force acting on the flexible element or forces. It is preferably generated by pressing the flexible element against the surface profile.
  • the pressing is preferably carried out manually or by a printing device, more preferably by a pneumatic pressure device.
  • the flexible element encloses the body part partially, more preferably, the flexible element surrounds the body part completely.
  • the flexible element can be placed flat around the upper or lower leg, around the wrist, a finger or the upper arm of a person, so that it adapts to the respective surface and partially covers or completely encloses the respective body part.
  • the dimensions of the flexible element are preferably adapted to the corresponding body part for which the blood pressure measuring device is provided.
  • the flexible element preferably has the shape of a closed cylinder jacket.
  • the flexible element has the shape of a mat with a preferably rectangular mat surface, which can be formed into a cylinder jacket.
  • a pressure sensor element is mounted on the flexible element. It can detect pressures and pressure fluctuations and convert them into electrical signals. These signals are transmitted by means of a sensor cable or preferably by radio for further processing.
  • the attachment of the pressure sensor element is preferably such that the pressure sensor element rests on one of the surfaces of the flexible element.
  • the pressure sensor element is preferably fixed to one of the surfaces of the flexible element.
  • the pressure sensor element is incorporated in one of the surfaces of the flexible element.
  • the preferred surface for attachment is the inside of the flexible element. The inside is the side facing the body part.
  • the attached pressure sensor element can be removed and attached again.
  • the pressure sensor element preferably has a connecting element such as a hook-and-loop fastener, a suction cup, adhesive surfaces or pushbuttons.
  • This connecting element is preferably arranged between the flexible element and the pressure sensor element.
  • the connecting element is located on the surface of the pressure sensor element facing away from the body surface.
  • the pressure sensor element In preferred attachment of the pressure sensor element on the inside of the flexible element, it is in direct contact with the respective body part. By pressing the flexible element against the body part, the pressure sensor element is pressed against the body part, thereby improving the signal-to-noise ratio when acquiring measured values.
  • the blood pressure measuring device preferably has a plurality of pressure sensor elements.
  • the pressure sensor elements lie on one or more axes with known distances from each other.
  • the pulse wave velocity in an artery can be measured when at least two pressure sensor elements are mounted on the inside of the flexible member so as to be on an axis lie, which runs substantially parallel to an artery of the body part and in each case the distance from one pressure sensor element to the next pressure sensor element is known.
  • the flexible element has a stiffening device. It is designed to stiffen the flexible element so that it is no longer malleable.
  • the stiffening device is set up to stiffen the flexible element so that it is no longer elastically or plastically deformable.
  • the stiffening device is set up to stiffen the flexible element so that it can no longer bend and / or impress and / or twist.
  • the flexible element is preferably incompressible.
  • the shape of the flexible element is not substantially changed by the stiffening device during stiffening, so that the surface profile of the flexible element is substantially retained.
  • the surface profile of the flexible element which is adapted to the body part of a living being, preferably a human, is retained during stiffening.
  • the stiffening device is present substantially in the entire spatial extent of the flexible element.
  • the stiffening device is substantially uniformly integrated in the flexible element, so that the stiffening device stiffen the flexible element substantially uniformly.
  • multiple layers of paper or similar material sheets may constitute a stiffener alone.
  • a stiffening of the leaves can be brought about by a curvature of the stack.
  • the stack can not be pressed anymore. This effect can be observed, for example, in a cylinder formed from several layers of paper.
  • more preferably 50 ⁇ 10 sheets of paper preferably 80 g / m2
  • such a stack of paper is wrapped around a limb, thereby becoming stiff.
  • the stiffening device can preferably be activated via a control line, whereby the flexible element is stiffened.
  • the stiffening device via a control line is also deactivated again, whereby the flexible element is deformed again.
  • the blood pressure measuring device substantially prevents attenuation of the pulsatile signals by components of the device and / or by air outside the device. This achieves a high signal quality.
  • the hydraulically optimized coupling of the surface profile of the flexible element adapted to the body part improves the contact of the pressure sensor element with the body part.
  • a blood pressure measuring device is provided, wherein the pressure sensor element (40) is a pressure sensor (41) embedded in a gel pad (44).
  • a gel pad preferably consists of a sealed shell, in the cavity of which a filling is provided.
  • the filling is preferably a fluid having a viscosity between 0.1 mPa s and 10 7 mPa s, more preferably between 0.6 mPa s and 10 6 mPa s.
  • the fluid is particularly preferably a silicone gel.
  • the gel pad may preferably be adapted to the surface profile of a body part. This adaptation preferably takes place by merely pressing the gel pad against the surface of the body part. The profile of the interface of the adapted flexible element then essentially corresponds to the inverse image of the surface profile to which the flexible element has been adapted.
  • the adaptation is possible because the gel pad is deformable.
  • the gel pad is elastically deformable.
  • the gel pad can be bent and / or impressed and / or twisted with particular preference.
  • the pressure sensor is a sensor that converts pressure oscillations in the gel pad into electrical signals.
  • the pressure sensor is preferably located directly in the fluid. Preferably, the pressure sensor is located in the center of the gel pad.
  • the gel pad is coupled over a large area by contact, preferably by skin contact, with the body part.
  • pressure fluctuations that emanate from a blood vessel of the body part to which the gel pad is in contact are transmitted to the gel pad substantially unattenuated.
  • the pressure fluctuations may then propagate unhindered due to the fluid in the pad and be measured by the sensor. Since the gel pad is a pressure sensor element attached to the flexible member, the
  • the energy of the pressure waves does not pass into adjacent components of the blood pressure measuring device or the air and is substantially completely available for measurement.
  • more signal energy is preferably transmitted from the body part to the pressure sensor element. This improves the signal-to-noise ratio.
  • the larger the contact area with the body part the larger the transmission area and thus also the signal energy available for the measurement.
  • a blood pressure measuring device in which additional sensors are additionally provided, in particular a sensor device for measuring the impedance and / or electrodes.
  • the further sensors are preferably provided at one or more arbitrary locations of the blood pressure measuring device, particularly preferably on the inside of the flexible element. Most preferably, the sensors are mounted directly on a gel pad in which a pressure sensor is embedded.
  • the sensors are preferably electrodes for impedance and / or potential measurement and / or photoelectric detection or excitation elements and / or capacitive measuring sensors and / or acceleration sensors and / or strip electrodes. They are preferably set up to measure other biosignals.
  • the pulsatile blood flow can generally be measured via the resistance, preferably via the alternating current resistance of the body part section, if at least two electrodes are used, one (at least temporarily) being used as the excitation electrode and the other (likewise at least temporarily) as the detection electrode.
  • the detection electrode for impedance measurement, four electrodes or strip electrodes (eg, a metal strip or a strip of flexible conductor material) are circularly mounted on the inside of the flexible element - so that the electrodes span the body part when the blood pressure measurement device is applied to a body part.
  • the outer two electrodes are provided for injecting a current, preferably an alternating current up to preferably 100 mA.
  • the inner electrodes are then provided for the high-impedance measurement of the impedance signal. Since the volume of the acquired body part section changes as a result of pulsating inflow of the electrical conductor blood, a signal which runs in synchrony with the pulsatile arterial blood flow in the detected body section (measuring segment) can be detected so that blood flow is present. Pulsatile signals can be measured if a pressure below the diastolic blood pressure is applied to the outside of the body part (eg by a blood pressure cuff). Impact-like pulsatile but zero-back signals are measured at an external pressure between diastolic and systolic blood pressure.
  • conductive gel is preferably provided between an electrode and the body part, which reduces the transition resistance to the body part.
  • a sensor cable or, preferably, a radio device is preferably provided. If a sensor fulfills the function of pressure measurement, it may also preferably replace a pressure sensor element.
  • a blood pressure measuring device is provided, in which an outer fixation (50) is provided, which is arranged at least partially around the flexible element (30) or can be arranged.
  • the outer fixation is preferably a pressure device or a compression device. Particularly preferred is provided as an external fixation a towing device.
  • the outer fixation is a belt system with one or more belt buckles or Velcro fasteners, preferably a system of one or more locking strips or more preferably buckles (as used for example in ski boots).
  • the outer fixation is very particularly preferably an elastic element which preferably can be filled with material, preferably a fluid or gas, preferably via at least one connecting tube, preferably quickly filled, and emptied, and its volume is preferably changeable.
  • Such an elastic element is particularly preferably a conventional blood pressure cuff.
  • the outer fixation is a combination of various of the mentioned embodiments.
  • the outer fixation is preferably windable, particularly preferably cuff or stocking-like.
  • the outer fixation has the shape of a closed cylinder jacket.
  • the elastic element has the shape of a mat with a preferably rectangular mat surface, which can take the form of a cylinder jacket.
  • the outer fixation is provided on the outside of the flexible element.
  • the outer fixation at one or more points is at least temporarily firmly connected to the flexible element.
  • the compound is preferably one or a combination of bonding options: adhesive, suturing, vulcanization, one or more snaps, one or more hook-and-loop fasteners.
  • the outer fixation is connectable to the flexible element by a force generated by the outer fixation.
  • the outer fixation is preferably provided on the flexible element at one or preferably a plurality of the boundaries of the flexible element, preferably overlapping, more preferably at one or more of the boundaries of the flexible element Element flush provided with the flexible element final.
  • the outer fixation is provided on the flexible element only partially covering.
  • the outer fixation and the flexible element is realized in one unit. This can preferably be designed to be reusable.
  • the outer fixation preferably has the feature of exerting a force and thus a pressure on the flexible element, which preferably presses the flexible element against the body part.
  • the flexible element is fixed to the body part by this force.
  • the force preferably acts on the outside of the flexible element, ie on the surface of the flexible element facing away from the body part.
  • the orientation of the force exerted by the outer fixation is preferably perpendicular to the surface, preferably perpendicular to the outer side of the flexible element, and acts in the direction of the body part.
  • the outer fixation preferably produces a surface force which preferably acts perpendicular to each point of the surface of the flexible element, preferably perpendicular to each point of the outer side of the flexible element.
  • the outer fixation preferably presses the flexible element onto the body part, preferably in such a way that the flexible element is fixed to the body part by the pressure, particularly preferably so that the inner part of the unstiffened flexible element facing the body part adapts to the surface profile of the body part.
  • the outer fixation presses the unstiffened flexible element onto the body part such that substantially no air pockets remain between the flexible element and the body part, particularly preferably substantially no air inclusions between one or more of those attached to the inside of the flexible element pressure sensor elements.
  • the pressure sensor element or the attached pressure sensor elements and preferably further sensors are pressed by the force of the outer fixation together with the flexible element to the body part.
  • the degree of fixation that is to say the force with which the fixation presses the flexible element onto the body part, is preferably controllable or automatically controllable. For control, a control line is preferably provided.
  • this control line is preferably a tube which conducts air or a fluid into the preferred elastic element or the particularly preferred blood pressure cuff via preferably a pump.
  • a pump can also serve a pressure tank, which has a sufficient capacity and is preferably applied in phases of non-measurement again with pressure either externally or by an internal pump.
  • a pressure sensor element is preferably provided which preferably measures the contact pressure between the flexible element and the body part.
  • This pressure sensor element is particularly preferably one or a group of several of the pressure sensor elements already provided for the measurement of the pulsatile signals.
  • a blood pressure measuring device (20) in which the pressure sensor element (40) is a sensor or a combination of sensors from the set of the following sensors: electrodes (42) for impedance and / or potential measurement, Photoelectric sensors, capacitive sensors, accelerometers
  • the combination of the sensors preferably has different, more preferably only identical, sensors.
  • a pressure sensor element preferably has any number of these sensors.
  • a blood pressure measuring device (20) is provided, in which the stiffening device (31) has at least one airtight sleeve (32) with at least one connecting tube (36) each.
  • the air-tight envelope is preferably made of a material which has flexibility as a property, preferably a high airtightness. Preferably, it encloses a hollow space.
  • the airtight envelope is preferably tubular or
  • the airtight envelope is mat-like with preferably rectangular mat surface.
  • the airtight envelope has approximately the shape of a torus surface. This is preferably a flat torus.
  • the air-tight envelope is preferably deformable together with the flexible element.
  • one or more of the hermetic sheaths are located within the flexible member. If several air-tight casings are present, the airtight casings are preferably arranged in uniform distribution.
  • the airtight envelope consists of two layers of very stretch-resistant material (eg rubberized fabric or a material similar to a car or bicycle tire), which are connected to each other airtight (eg welded or vulcanized).
  • the compound limits at least one airtight, preferably elongated chamber.
  • the thickness of the flexible element is preferably not greater than the two connected layers of material.
  • the layers are preferably connected to one another in a pre-oriented manner, so that when the at least one chamber is filled with compressed air, a shape of the flexible element adapted to the body part (eg arm) is created.
  • the connection hose is preferably provided to pump or evacuate air or a special gas or liquid into the airtight envelope.
  • the cavity shrinks when evacuating the shell or disappears completely.
  • a gas-filled elastic element as an outer fixation and in particular when using a conventional blood pressure cuff as an outer fixation
  • the control line of the outer fixation which is a tube in this case
  • at least a double design of the connection hoses is provided so that at least one hose is available for ventilation and aeration of the hermetic shell.
  • connection hose preferably has at least one valve, by means of which material flows can preferably be limited in any direction or particularly preferably completely prevented.
  • a sphygmomanometer (20) in which the airtight envelope (32) has substantially incompressible elements whose volume changes less than 50% of the volume at atmospheric pressure in a vacuum.
  • the volume of these elements changes by less than 25%, more preferably by less than 10%, most preferably by less than 1%.
  • the volume change in vacuum will approach zero at atmospheric pressure.
  • a plurality of these substantially incompressible elements fill the airtight envelope.
  • the shape of the elements is preferably spherical, angular, or a mixture of both.
  • EIe- elements There are a variety of suitable EIe- elements conceivable.
  • these elements are very small (eg in the range of the size of elements of a powder to the size of chestnuts) and they can preferably be arranged substantially arbitrarily to each other. Upon compression of the composite of these elements, these elements preferably become wedged, wedged or compressed and the arrangement of the elements solidifies, so to speak.
  • the substantially incompressible elements are, for example, plastic granules, rice, bodies of polystyrene or similar plastic, scraps of paper, paper globules, paper sheets, polystyrene balls, sawdust, salt, any powder or similar elements.
  • the substantially incompressible elements in the airtight envelope are preferably a mixture of different incompressible elements. Particularly preferred are as incompressible elements sheets of paper or other material, which are stacked into a stack, such as the previously described stack of paper as a realization of a stiffening device. The only difference is that the said stack of paper is in the airtight envelope.
  • a magnetorheological fluid of suitable composition is possible as a filling of the airtight envelope.
  • the incompressible elements are small, magnetically polarisable particles (eg iron powder) that float in a suspension.
  • Magnetorheological fluids are known in the art. In this case, it is preferably sufficient if the airtight envelope described is not necessarily airtight, but only liquid-tight with respect to the magnetorheological fluid. In this case, the connection hose is preferably not present.
  • a magnetic field eg turn on a E lektromagneten-Arrays of the surface of the stiffening E- or by wrapping the flexible element or the blood pressure measuring device with at least one electric and / or permanent magnet composite, which is realized for example mat-like, or even using a single magnet and / or electromagnet
  • a preferably sudden stiffening of the stiffening device can be achieved.
  • the liquid essentially retains the previously adopted form.
  • the fibers are preferably thin, preferably crimped, threads of a preferably arbitrary material.
  • the crosslinking of the fibers preferably consists of a randomly crossed arrangement of the fibers, which thus preferably interlock with one another. Particularly preferred is the crosslinking by adhesive droplets at the crossing points of the fibers.
  • Crosslinked fibers may include, for example, fabric, thin-layered cotton, fine layers of crepe paper, nonwoven paper, or the like. be.
  • the crosslinked fibers form a
  • Fleece in which the other elements in the airtight shell mix preferentially.
  • this mixture fills the cavity of the airtight envelope.
  • the crosslinked fibers preferably form at least one layer within the airtight envelope. Also preferred are the substantially incompressible elements in at least one
  • a blood pressure measuring device (20) wherein the airtight envelope (32) comprises styrofoam balls (33) and crosslinked fibers (34).
  • the styrofoam balls are preferably made of a material having a high surface friction coefficient, particularly preferably polystyrene. They have a radius R. The radius varies or is preferably between 0.01 mm to 10 mm, more preferably between 0.15 mm to 4 mm.
  • the airtight sheath comprises crosslinked fibers.
  • the styrofoam balls lay close together and become wedged by friction.
  • the wedged composite of styrofoam balls and crosslinked fibers is preferably rigid, thus stiffening the flexible element.
  • a flexible element comprising a stiffening device, an airtight sheath filled with styrofoam beads and preferably crosslinked fibers.
  • the stiffening device (31) has a stack of sheets of paper (311) or of a similar material.
  • This stack of paper layers is preferably in the airtight envelope. Since the layers of paper lie on one another with virtually no intermediate space (for example stacked as described above), the airtight envelope is already very pressure-resistant without evacuation and offers good properties for measuring blood pressure. If the air-tight envelope is additionally evacuated, the layers of paper form a firm bond whose rigidity continues to increase. (Fig.3: Sample 3). This achieves a very favorable signal-to-noise ratio.
  • a blood pressure measuring device (20) is provided in which the flexible element (30) has at least one latching strip (51).
  • the latching strip preferably has a preferably sawtooth-like surface profile on at least one side.
  • the saw-toothed profile is preferably configured such that two latching strips wedge together when the latching strips overlap one another when they are displaced in a direction transverse to the sawtooth profile until they can no longer be displaced by the wedging. Preferably, however, they do not wedge when displaced in the opposite direction.
  • the blood pressure measuring device preferably has an inner and an outer latching strip.
  • This is a type of outer fixation, which may be provided in addition to or instead of an existing outer fixation.
  • the inner latching strip is preferably mounted on the inside of the flexible element, so that the surface with the sawtooth profile faces the body part.
  • the outer latching strip is preferably attached to the body-remote side of the flexible element on the outer fixation, so that the sawtooth profile is preferably facing away from the body.
  • Detent strip preferably has an eyelet on which preferably a drawstring is provided for hanging, which can be carried out by a preferably attached to the outer locking strip tab.
  • the two locking strips can be fixed against each other by pulling on the tension band.
  • the inner locking strip can be performed directly through the tab on the outer locking strip.
  • the locking tires are so fixed by train at the end of the inner locking strip against each other.
  • the preferred combination of drawstring and locking strip allows the flexible element to be pressed against the body part.
  • the locking strips act as an external fixation. Prefers After the flexible element has been stiffened the locking strips are immovable against each other.
  • the latching strips can preferably also be provided as a replacement for the conventional blood pressure cuff, if they are to be dispensed with.
  • a blood pressure measuring device (20) is provided in which a control device (60) is provided for controlling the stiffening device (31).
  • the control device preferably comprises a pump and preferably further elements, such as an electronic processing unit and / or controllable valves, for manually or electronically controlling the stiffening device.
  • the control device is preferably connected via the existing control lines to the further elements and / or the components of the blood pressure measuring device.
  • the control device is accommodated in a housing, which is preferably attached to the flexible element, particularly preferably to the outer fixation.
  • the control device is preferably designed to regulate the stiffening device with respect to defined nominal values, for example with regard to the quality of the vacuum.
  • the control device is preferably set up via a regulating device for regulating the outer fixation or, preferably, the blood pressure cuff with respect to defined setpoint values-such as, for example, the degree of fixation.
  • a blood pressure measuring device (20) is provided in which an analysis device is provided for the analysis and / or display and / or storage of measurement data.
  • the analysis device can preferably be accommodated together with the control device in a housing. It preferably has an arithmetic unit, which is preferred is provided to analyze the measured data with respect to measurement-relevant parameters, such as the pulse contour parameters stroke volume, maximum pressure rise rate and in particular HLI parameters (pulse pressure variation PPV, stroke volume variation SW).
  • a display such as a compact LCD or OLED, is provided. It preferably allows a visualization of preferably calculated parameters, particularly preferably state variables, very particularly preferably measured values.
  • the data can preferably be stored in the analysis device and the course of the measurement preferably be logged.
  • the analysis device is preferably provided so that later measurement-relevant information can be read out on a computer.
  • the pulse contour parameters and the dynamic parameters of the heart-lung interaction such as PPV, SW, PEPV and other derived on the heart-lung interaction derived quantities can be determined without the need for a complex cannulation of an arterial vessel would. This allows these parameters to be determined non-invasively.
  • HAI heart-lung interaction
  • the systolic and diastolic blood pressure is preferably determined at least once by an oscillometric or auscultatory method, and the systolic and diastolic values of the measured pulsatile signal are calibrated to the previously determined values.
  • This method is preferably used in a ventilated, in particular in a controlled ventilated patient.
  • these parameters can provide important information, since the pressure exerted on the lungs and, indirectly, on the patient's vessels and heart cause volume shifts.
  • the application of the flexible element is preferably carried out by manual pressing of the flexible element to the body part. Due to the deformability of the flexible element, this can preferably already be brought into a suitable form, particularly preferably the flexible element is already preformed.
  • the flexible element conforms to the body part such that the surface of the flexible element becomes an inverse image of the surface profile of the body part. Preferably, no air gaps between the body part facing surface of the flexible member and the body part remain.
  • This is preferred flexible element is arranged so that the pressure sensor element Ü over a running in the body part artery. For example, when measuring on the brachial artery of the upper arm, the pressure sensor element would preferably rest on the inner side of the upper arm.
  • the application is made such that the flexible element preferably at least partially covers the body part. More preferably, the flexible element covers the body part with the total available area. Preferably, the flexible element surrounds the body part. Preferably, the flexible element is slipped over the body part. Particularly preferably, the flexible element is wound around the body part.
  • the pressure with which the flexible element rests on the body part is preferably measured by a pressure sensor element, so that information about the degree of fixation is present.
  • the pressure sensor element used for this purpose is already attached to the flexible element pressure sensor element.
  • the application creates a pressure which does not exceed 10% of the diastolic blood pressure.
  • the flexible element is applied to a body part of a living being, preferably a human.
  • the upper arm particularly preferably the human hand, is preferably suitable.
  • equivalent body parts or preferably the tail are suitable.
  • the stiffening takes place by activation of the stiffening device. Due to the stiffening of the flexible element, it can no longer be deformed and solidifies in the body-adapted form.
  • the flexible element preferably becomes both plastically and elastically non-deformable.
  • the flexible element is incompressible by stiffening.
  • the flexible element is no longer twistable or bendable due to the stiffening.
  • the stiffening of the flexible element results in a rigid coupling of the flexible element to the flexible element. brought pressure sensor elements to the body part. By stiffening, a hydraulically optimized coupling of at least one sensor attached to the blood pressure measuring device to the body part is achieved.
  • the measurement of pulsatile signals then takes place over time.
  • the pressure fluctuations caused by the pulse are transmitted to the pressure sensor elements attached to the flexible element and can be tapped there.
  • These signals are greatly attenuated over the blood pressure signals picked up during an invasive measurement of arterial blood pressure because they are measured indirectly across the tissue and the pressure sensing element.
  • These signals are thus preferably tapped indirectly from the outside. This is preferably done over time so that there are a number of measured values at specific times.
  • the coupling of the pressure sensor element is hydraulically more advantageous than in the flexible state, which is why the measurement preferably takes place while the flexible element is in its stiff state.
  • the measurement of the pressure signal is preferably carried out over a certain period of time.
  • the measuring period preferably comprises at least one respiratory cycle or breathing cycle, preferably several, particularly preferably three or more respiratory cycles. This can be realized, for example, in that the pressure exerted on the body part by the outer fixation, preferably by the stiffened flexible element, is maintained or slowed down within the pulsatile area over a relatively long period of time.
  • the respiratory cycle is preferably determined from the temporal course of the pulsatile fluctuations.
  • the identification of a respiratory cycle can also be carried out via other measuring methods, for example from the thoracic electrical impedance signal which can be detected via ECG electrodes.
  • Preferred further methods for determining the respiratory cycle are, for example, those in US Pat
  • EP 01 813 187 EP 01 813 187.
  • further advantageous evaluation options for the blood pressure data obtained according to the invention are given, to which reference is hereby made.
  • the flexible element can be transferred from the stiff state back into the flexible state, the flexible element and also the entire blood pressure measuring device is preferably reusable.
  • an external fixation (50) is applied over the flexible element (30).
  • the attachment is preferably such that the outer fixation applies a force preferably uniformly along the bearing surface of body part and flexible element to the flexible element, so that the flexible element is pressed against the body part and preferably the flexible element is fixed to the body part ,
  • the attached to the flexible ele- pressure sensor elements or other sensors are pressed by the outer fixation to the body part. So will the flexible element and the on the Body part facing the inside of the flexible element attached pressure sensor elements hydraulically coupled to the body tissue.
  • the outer fixation is adjusted, preferably so that a predetermined degree of fixation arises.
  • the degree of fixation is related to the force exerted by the outer fixation on the flexible element. It can be varied by adjusting the outer fixation. Thus, a secure but not too tight concern of the flexible element can be ensured.
  • the pressure with which the flexible element rests on the body part is preferably measured by a pressure sensor element, so that information about the degree of fixation is present.
  • the pressure sensor element used for this purpose is already attached to the flexible element pressure sensor element.
  • the fixation is preferably carried out by a GurtSystem.
  • at least one belt is wound around the flexible element and the body part and preferably pulled and fixed by a buckle.
  • the strap can also be fixed by a combination of an eyelet attached to the strap and a Velcro strap.
  • the belt is on one side firmly connected to the flexible element.
  • the fixation is carried out by at least one locking strip.
  • the fixation is effected by an inner and an outer latching strip, which are mounted according to the direction.
  • the flexible element is applied to the body part in such a way that the inner detent strip comes to rest on the outer detent strip.
  • the locking strips can be moved against each other, so that the fixation of the flexible element is stronger.
  • the opposite displacement causes a wedging of the locking strip, so that this shift is possible only over the length of a maximum of a sawtooth.
  • the sawtooth profile The locking strip prevents the fixation from loosening automatically.
  • the displacement of the locking strip is preferably carried out by pulling on a drawstring, which connects the two ends of the locking strip together.
  • the flexible element is first loosely closed with the tension band.
  • the train on the drawstring for fixing the flexible element can preferably be done automatically, for example via a compressed air-operated bellows. But particularly preferably can also be dispensed with the drawstring and the inner locking strip are guided directly through the tab of the outer locking strip. Then it is possible to move the latching strip against each other by train at the already performed by the tab end of the inner detent strip.
  • the outer fixation is carried out by an elastic element which is filled with liquid or gas.
  • the elastic member is tightly fixed to the flexible member. Preferably, it is already fixed to the outside of the flexible element.
  • the flexible element and the pressure sensor element are pressed tightly against the body part.
  • the elastic element expands through the filling and thus presses the flexible element and attached pressure sensor elements on the body part.
  • the filling of the elastic element preferably takes place via one or more connecting hoses.
  • the flexible element (30) is stiffened incompressibly.
  • the incompressible stiffening means that the flexible element can no longer be pressed in, preferably in the areas in which a pressure sensor element is attached to the flexible element.
  • the flexible element can not be pressed in a circular area around the body part, for example a limb, which is enclosed by the blood pressure measuring device.
  • pressure oscillations acting on the flexible element can not be transferred into the material of the flexible element.
  • a compressive vibration acting on the incompressibly stiffened member does not result in deformation of the flexible member and thus not in damping of the pressure vibration due to energy absorption in the flexible member by deformation.
  • the flexible element (30) is stiffened by evacuating the air therein.
  • the activation of the stiffening device is preferably carried out by pumping or evacuating the air in the stiffening device, provided that the stiffening device has an air-tight envelope. It may also be preferred to apply a vacuum.
  • the air within the hermetic envelope is sucked off via at least one connection hose. As long as air is sucked out of the airtight envelope, until a vacuum arises within the airtight envelope.
  • the suction preferably takes place via a pump attached to the connection hose end.
  • the airtight sheath is located within the flexible member so that the stiffener is generally activated by evacuating the air in the flexible member.
  • the flexible element (30) is stiffened by filling with compressed air.
  • the flexible element is stiffened by filling with compressed air as an airtight shell.
  • the shell gets hard immediately due to the stretch-resistant material.
  • the required pressure to harden the flexible element exceeds the systole pressure to such an extent that - as a result of this - the systole pressure can not deform the airtight sheath and thus no disturbances or dampings can occur.
  • the inner layer of the airtight sheath can be stretched slightly, thus increasing the pressure acting on the patient's arm.
  • a conventional blood pressure cuff is used as the outer fixation (50).
  • a conventional blood pressure cuff is well known in the art. It may be applied to a body part, preferably to the upper arm or the wrist, the application preferably referring to wrapping the cuff around or slipping the cuff over the body part. It is then fixed in this position by means of attached Velcro and / or buckles to the body part. By filling the cuff with air or a liquid, your volume increases and it presses on the body part. By discharging filling material, the applied pressure can be lowered. Thus, it is preferably also possible to adjust not the volume but the pressure in the cuff so that an indirect coupling of the pressure sensor elements attached to the flexible element to the volume fluctuations of the arterial blood vessels takes place by a compression of the respective body part.
  • Such a blood pressure cuff is preferably placed around the flexible element, particularly preferably placed over the flexible element. It then at least partially covers the flexible element.
  • the blood pressure cuff exerts pressure on the flexible element, which then, together with the attached to it, pressure sensor elements is pressed against the body part and compresses the body part.
  • the evacuated air is pumped into the outer blood pressure cuff.
  • a pump is provided in addition to the connecting tube between the flexible member and the conventional blood pressure cuff. Air from the flexible element can now be pumped into the blood pressure cuff. Thus, the flexible element is deflated and thus stiff and at the same time the blood pressure cuff is filled with air and pushes the flexible element on the body part.
  • both the flexible element and the outer fixation preferably the conventional blood pressure cuff
  • the pumping of the flexible element thus takes place simultaneously with the inflation of the blood pressure cuff, so that the execution time of these two processes is minimized in total.
  • the systolic, diastolic and mean blood pressures are measured by varying the pressure in the blood pressure cuff.
  • the pressure exerted by the blood pressure cuff on the flexible element can be used to measure systolic, diastolic, and mean blood pressure using a well-known oscillatory measuring principle.
  • air or a liquid is pumped into the conventional blood pressure cuff or drained.
  • the flexible element is not in its stiffened state.
  • the pulsatile signals are preferably measured via one of the pressure sensor elements attached to the flexible element.
  • the measurement is performed at intervals, each of which is the variation in the degree of fixation of the outer fixation, preferably the pressure in the conventional cuff, followed by stiffening of the flexible member, followed by measurement of pulsatile signals by one of the final-referenced pressure sensor elements of the flexible element back into its flexible state.
  • the oscillometric blood pressure measurement of the prior art is fundamentally based on the fact that in the case of an externally applied pressure cuff, the arterial blood vessels have variations in caliber, as long as the cuff pressure is less than the systolic and greater than the diastolic blood pressure. These caliber fluctuations of the arterial blood vessels in turn lead to pulsatile pressure fluctuations in the blood pressure cuff. At a cuff pressure greater than the systolic blood pressure, the arterial blood vessels are fully compressed throughout the cardiac cycle and thus there are no vessel caliber fluctuations and no pulsatile pressure fluctuations in the cuff.
  • the systolic, mean and diastolic blood pressure are determined.
  • the flexible element (30) is stiffened at an arterial pressure between the medium pressure and the diastolic pressure.
  • the pressure of the outer fixation is adjusted so that the outer fixation exerts a pressure between the systolic and the diastolic pressure in the pulsatile region, preferably a pressure in the pulsatile region, at which the greatest arterial oscillations occur.
  • the amplitude of the pulsatile signals is highest and thus most clearly detectable.
  • the pressure of the outer fixation on the flexible element and thus on the body part can preferably be increased from zero until the first pulsatile signals can be perceived - this then prevailing pressure roughly corresponds to the diastolic pressure. If the pressure continues to increase, then there is a second point in time at which no more pulsatile signals can be measured - this corresponds to the systolic pressure.
  • These values can also be determined in the other direction, ie from an excessive pressure, it can be determined when a first pulsatile signal is received (systolic pressure) and when, with further pressure reduction, no signal is received (diastolic pressure).
  • ⁇ mess ⁇ dias + * ⁇ '3 (P sy s ⁇ ⁇ dias)
  • P gyg is the systolic
  • P diaa is the diastolic blood pressure.
  • P meas is determined by integration over time after calibration of the pulsatile signal.
  • the maximum amplitudes of the pulsatile signals can be expected and thus the best signals to be evaluated.
  • the largest amplitudes of the pulsatile signals are expected to occur.
  • experience has shown that the greatest amplitudes occur close to below the mean blood pressure.
  • the hydraulically optimized coupling of the pressure sensor elements attached to the flexible element takes place in an optimum range for measuring the pulsatile signals.
  • the pulsatile signals are measured over time.
  • the stiffening of the flexible element (30) is controlled and / or the degree of fixation (50) is controlled by a control device (60) and / or the sensor values are detected, in particular also analyzed and / or displayed and / or stored ,
  • the control unit When using a stiffening device, which is activated by applying a vacuum, the control of the stiffening can preferably take place with respect to the quality of the vacuum.
  • the stiffening of the flexible element can be selectively varied and it can be changed continuously between the stiffened state and the flexible state. Preference will be with it fixed measuring sequences.
  • This control is preferably carried out by the control unit and can in turn be regulated with respect to certain measured values, for example the quality of the vacuum.
  • the degree of fixation which has the outer fixation constant, preferably via a control by the control unit.
  • the degree of fixation is a function of the pressure exerted by the outer fixation on the body part via the flexible element.
  • the degree of fixation is derived from this pressure, which is preferably measured by a pressure sensor element.
  • This pressure sensor element is particularly preferably a pressure sensor element already attached to the flexible element.
  • the regulation of the degree of fixation therefore preferably takes place with respect to the pressure exerted on the body part.
  • the degree of fixation can be selectively varied. Preference is given to this so that predetermined measurement sequences are made possible.
  • the degree of fixation control is preferably carried out by the control unit.
  • the said controls and regulations can be independent of each other, preferably in a planned relationship to each other. Preferably, they take place at certain times of the process, more preferably during the entire process.
  • the analysis preferably takes place continuously with newly incoming measurement data, particularly preferably at one or more points in time.
  • the individual measured values are preferably combined into measured values which are to be assigned to a heartbeat.
  • it can also be an assignment to a respiratory Cycle done.
  • the minimum and maximum of the individual blood pressure fluctuations per heartbeat can be determined and the fluctuations can be determined within at least one respiratory cycle (respiration cycle).
  • the systolic and diastolic blood pressure values are determined in advance as boundary values, and moreover the variation of these values, which are based on the respiratory HLI parameters.
  • the HLI parameters include stroke volume variation (SW), pulse pressure variation (PPV) and / or pre-ejection phase variation (PEPV).
  • HLI parameters also other HLI based derived quantities can be calculated, such as the respiratory fluctuations of the pulse wave velocity or the respiratory variation width of the pressure rise velocity.
  • the respiratory variation range of the HLI is preferably determined.
  • the maxima and the following minima are preferably determined - alternatively the minima and the subsequent maxima, ie the blood pressure amplitude is determined from the systolic and the preceding diastolic pressure. Subsequently, the amplitude variation over the respiratory cycle is determined as a measure of the pulse pressure variation.
  • HLI parameters like the PPV and the SW, however, are relative measures (usually expressed as%), and the relative percentage variation of the cuffed signal is closely related to the respiratory variation of the HLI in the arterial blood vessel.
  • PEPV which, however, is the range of variation of a temporal dimension.
  • an electrocardiogram for recording the time of onset of electrical cardiac activity can additionally be used, for example, to record the delay time between electrical activity and mechanical ejection phase of the heart.
  • the PEPV as HLI parameters can also be detected from the time difference between an electrocardiographic and a photoplethysmographic signal. It is also preferably possible to multiply the pulsatile signals by a factor or to use a correction function in order to compensate for the occurring attenuation of the arterial pressure signals. This factor can preferably be determined empirically by statistical survey on a larger group of patients. Particularly preferably, the factor of the damping can then be calculated back from a direct invasive and simultaneous non-invasive measurement of the pulsatile signals and the evaluation of these signals. This factor can then be used in the following noninvasive measurements to convert the measured pulsatile signals to the actual actual arterial values.
  • the attenuation which occurs between the arterial "true pressure signal" and the pressure signal at the pressure sensor element is essentially a function of the compressibility of the tissue.
  • This transfer function can be very easily compensated by a factor, in principle a transfer function, eg by an equivalent circuit diagram consisting of rows and parallel circuits of resistors and capacitances can be represented, in the simplest case the parallel connection of a resistor and a capacitor.
  • the numerical compensation of this transfer function is a deconvolution.
  • measured values and analyzed parameters are displayed.
  • the display can preferably take place on a screen and / or by printing on a connected computer, particularly preferably on a display device attached to the blood pressure measuring device, for example an LCD.
  • the display of measured values and analyzed parameters is continuously possible from the time of their availability, but preferably takes place only at a specific time, particularly preferably at several points in time.
  • the data required for later processing, analysis, or archiving collected by the method is stored.
  • the control unit preferably has at least one memory element which can be read out, for example, by a connected computer. The storage of these data is continuously possible from the time of their availability, but preferably takes place only at a certain point in time, particularly preferably at several points in time.
  • the electrical impedance of the body part (10) is additionally measured.
  • the electrical impedance of the body part is measured.
  • at least one excitation and at least one detection electrode are used.
  • the electrodes are attached to the blood pressure measuring device. Preferably, they are attached to the flexible member so as to be in contact with the skin of the body part. This contact can preferably be improved by conductive gel.
  • Excitation and detection electrode form by the resistance of the skin, subcutaneous tissue, muscle, fat, bone, blood, etc., a closed circuit in which a defined, harmless to the body current, preferably an alternating current flows.
  • the ohmic resistance or alternating current resistance which is given by the body part, preferably by the limb cylinder, can thus be calculated. This varies with the arterial pulsations and correlates with the arterial blood flow in the body part, since the resistance cross sections and the amount of blood in change the veins with the pulsations.
  • the impedance or its first derivative correlates with the pulsatile change in the cross section of the arteries, for example in the upper arm, especially of the brachial artery.
  • the measurement of the impedance of the body part therefore provides further information about the pulsatile signals.
  • This information is preferably combined with the measured data of the pressure sensor elements for a more exact calculation of the HLI parameters.
  • the information from the impedance measurement can be used particularly preferably to correctively modify the measurement data of the pressure sensor elements attached to the flexible element and / or vice versa.
  • the measurement of the impedance is preferably carried out continuously, more preferably at one or more times, particularly preferably alternately for measuring the pulsatile signals by a Drucksensoreleme ⁇ t.
  • the arterial waveform is determined during a measurement and / or thereafter from one or more of the measured pressure profiles.
  • conventional signal transformations are preferably used.
  • values for carrying out a pulse contour method are derived from the pulsatile signals.
  • the absolute value for carrying out a pulse contour method is derived from the absolute value of the pulse contour method.
  • Blood pressure values needed Due to the improved signal quality compared to prior art oscillometric blood pressure cuffs, a kind of non-invasive, continuous blood pressure measurement is possible, including all other means of analysis, e.g. Pulse contour method.
  • the stiffening of the flexible element (30) is reversed after a certain period of time.
  • the specific duration depends primarily on the type and purpose of the measurements, as well as the length of time during which the flexible element may be stiffened without damaging the body part.
  • the stiffening is reversed by deactivating the stiffening device so that the flexible element becomes deformable again.
  • the flexible element is again plastically or elastically deformable.
  • connection hose is preferably a pump, more preferably a pressure vessel containing sufficient compressed air, connected, so that the venting of the airtight envelope takes place quickly.
  • the outer fixation (50) is loosened after a certain period of time.
  • the particular duration depends primarily on the type and purpose of the measurements, as well as the length of time during which the outer fixation may exert pressure on the flexible element and thus on the body part without damaging the body part. Excessive application of external fixation displaces fluid from the body tissue.
  • the loosening of the outer fixation is done by loosening the drawstrings, if they are present, loosening eventually attached .Gurtsysteme, and emptying of the elastic element, preferably emptying of the conventional blood pressure cuff, in each case if the corresponding fixation form is present.
  • FIG. 1 a shows a schematic cross section of a blood pressure measuring device according to the invention
  • FIG. 1b shows a schematic cross-section of a blood pressure measuring device according to the invention in an annular design and with a blood pressure cuff as external fixation.
  • Fig. 2 is a plan view of a pressure sensor element, as
  • 3a shows a diagram of a preferred embodiment of the stiffening device of the flexible element in the form of an air-tight filled with rice grains and fabric and wool fibers
  • 3b is a diagram of a preferred embodiment of the stiffening device of the flexible EIe- ment in the form of a plastic granules
  • FIG. 3c is a diagram of a preferred embodiment of the stiffening device of the flexible element in the form of a paper stack
  • FIG. 3d is a schematic of a preferred embodiment of the stiffener of the flexible member in the form of an air-tight envelope filled with styrofoam balls and fibers.
  • FIG. 4 shows a three-dimensional drawing of a preferred embodiment of the blood pressure measuring device according to the invention with blood pressure cuff, gel pad and detent strip,
  • FIG. 6 shows the time course of selected state variables during an exemplary application of the blood pressure measuring device
  • FIG. 8 shows the time profile of the pressure curve measured by a pressure sensor during execution of the blood pressure measuring device with an outer fixation which completely overlaps the flexible element at all ends.
  • FIG. 1a shows a schematic cross section of a blood pressure measuring device 20 according to the invention. It comprises a flexible element 30 with stiffening device 31 and control line 36, a pressure sensor element 40 with sensor cable 43, a latching strip 51, an eyelet 53, a tab 54 and a control device 60.
  • a body part 10 is shown as an ellipse.
  • the flexible element 30 is bounded by an airtight envelope 32, which is represented by a thick black border. It contains a filling material consisting of polystyrene balls and cross-linked fibers. This filling material is characterized by a pattern (from top left to bottom right) and distributed uniformly in the airtight envelope 32 and serves as a stiffening device 31.
  • the shape changeability is illustrated by way of example in that the regions which, after adaptation to the body part 10 have changed their shape, dashed lines are drawn.
  • a connection hose 36 is attached to the airtight sheath 32 and the flexible member 30 as a control line for the flexible member 30. He is shown as a thick line.
  • the pressure sensor element 40 is attached to the flexible element. It is attached to the surface of the flexible member 30 which faces the body part 10, that is, the inside. At the pressure sensor element, a sensor cable 43 is attached. It is marked as a thick line.
  • the latching strip 51 is arranged around the flexible element 30. In the cross section shown, the latching strip 51 overlaps the flexible element 30 on two sides. The cross section shows a mounting variant of the locking strip on the flexible member 30.
  • the locking strip has an eyelet 52 and a tab 53. These are shown as small black squares.
  • the sensor cable 43 of the pressure sensor element and the connecting hose 36 for the flexible element 36 lead to a control device 60.
  • the control device is shown as a large rectangle.
  • the pressure sensor element 40 is also pressed against the body part 10 by the flexible element 30 which is pressed against the body part 10 and a direct coupling of the pressure sensor element 40 to the body part 10 results. Therefore, pulsatile signals of the blood vessels located in the body part can be measured. The pressure sensor element 40 converts these signals into electrical signals. The electrical signals are then forwarded via the sensor cable 43.
  • the control unit 60 controls the stiffening of the flexible element 30 and detects the measured values of the pressure sensor By means of the control device 60, characteristic numbers are calculated on the basis of the available sensor values, such as HLI parameters, in particular HZV, SW, PPV, PEPV. These available sensor values and / or calculated measures are displayed by the control unit - for example, on an LCD (not shown) - and / or stored.
  • the control unit also provides all data for readout by a computer connectable by cable or radio (not shown).
  • the illustrated device makes it possible to measure pulsatile signals with a prior art with respect to increased signal-to-noise ratio. On the basis of these higher-quality signals, meaningful figures can be calculated.
  • the higher signal-to-noise ratio is made possible by the optimized hydraulic coupling of one or more pressure sensor elements 40 to a body part 10.
  • the hydraulic coupling is based on the possibility of being able to stiffen a flexible element 30 by a stiffening device 31. This flexible element is first adapted to the body part 10 and then stiffened. The adaptation to the body part 10 is assisted 51 by the pressure of the detent strip, so that the pressure sensor element 40 is pressed against the body part.
  • FIG. 1 b shows a schematic cross section of a blood pressure measuring device according to the invention in an annular design and with a blood pressure cuff as external fixation.
  • the body part 10 is shown hatched (from bottom left to top right). This is, for example, the human upper arm.
  • the flexible member 30 has an annular shape and has an airtight shell. This is with Styrofoam balls and cross-linked fibers filled evenly.
  • This stiffenable filling is abstracted as hatching (from top left to bottom right) and represents the stiffening device 31 of the flexible element 30.
  • a pressure sensor element 40 is attached to the side of the flexible element facing the body part 10. In this schematic cross section, the attachment of the pressure sensor element 40 to the flexible element is shown, by means of which the pressure sensor element terminates flush with one of the surfaces of the flexible element.
  • a blood pressure cuff as an outer fixation 50 is shown here in an annular design. The diameter is larger than that of the flexible member 30, because it is attached to the outside. It has a connection hose 52 as a control line, through which air or a fluid is filled into the cuff and discharged from the cuff. The remaining drawn components correspond to those of Fig. Ia.
  • the attachment of the flexible element 31 and the blood pressure cuff takes place by slipping over the body part 10.
  • the degree of external fixation that is, the pressure which the blood pressure cuff 50 exerts on the body part 10, can be adjusted. Gas or liquid is introduced into the elastic element (pressure on the body part is increased) or released from the elastic element (pressure on the body part is reduced).
  • FIG. 1 is a plan view of a pressure sensor element implemented as a gel pad.
  • the gel pad 44 is shown as a rounded square.
  • the gel pad is filled with a fluid.
  • the supervision is based on the special case of a transparent gel pad filled with transparent fluid.
  • elements within the gel pad are visible in the top view.
  • the embedded in the gel pad 44 pressure sensor 41 is drawn as a rectangle in the middle of the gel pad.
  • the pressure sensor is located in the center of the gel pad.
  • other sensors 42 are shown. They are abstracted as dark bars.
  • the other sensors are electrodes for impedance measurement.
  • at least one electrode is provided as the excitation electrode and at least one electrode as the detection electrode.
  • the electrical signals generated by the pressure sensor 41 and the other sensors 42 are forwarded via the sensor cable 43.
  • the gel pad 44 with the integrated sensors 41, 42 constitutes a pressure sensor element, which is preferably attached to the inside of the flexible element 30. Therefore, it is pressed upon application of the flexible member 30 to the body part 10. The contact that results thereby hydraulically couples the pressure sensor located in the gel pad 44 to the body tissue. Pressure oscillations in a blood vessel present in the body part 10 are thus transferred to the pressure sensor 41 via the fluid in the gel pad 44. Due to the larger compared to the surface of the pressure sensor 41 contact surface of the gel pad 44 to the body part 10, the amplitudes of the oscil- lations measured at the pressure sensor 41 are higher than when the pressure sensor 41 is resting directly on the body part.
  • the other sensors 42 attached to the gel pad 44 are designed for an impedance measurement.
  • the skin resistance and pulsatile signals can be measured, since the skin resistance changes with the A- alterquerrough of the blood vessels changing by the pulse.
  • This measurement also takes place preferably on the gel pad 44, since on the one hand the direct pressure measurement by means of the pressure sensor 41 and the impedance measurement due to the local conformity can be better correlated and on the other hand the gel pad 44 ensures a good contact with the body part.
  • a pressure sensor element as a sensor-equipped gel pad therefore offers a variety of measurement variants with simultaneous good contact with the body part.
  • FIG. 3a shows a diagram of a preferred embodiment of the stiffening device of the flexible element in the form of an airtight envelope filled with rice grains and fabric and wool fibers.
  • a section of the airtight envelope 32 is indicated by a thick black boundary line respectively up and down.
  • 32 elements of incompressible material ie substantially incompressible elements 331 are included in the filling of the airtight envelope. These are marked as circles or ellipses. These are rice grains.
  • a thin dotted line represents a fabric 342 as another component of the filler. Wool fibers 341 are shown as black, curved, interlocked short lines. They too are part of the filling.
  • the rice grains 331 are in layers of wool fibers 341 and
  • Figure 3b shows a schematic of a preferred embodiment of the stiffening means of the flexible element in the form of an airtight envelope filled with plastic granules, plastic nets and cotton fibers.
  • the filling material now consists of substantially incompressible plastic granules 331, plastic nets 343 and cotton fibers 341.
  • the stratification of the fillers has taken place in a different order.
  • plastic granules are a cost effective way of filling.
  • size of the plastic granules can be adjusted to the dimensions of the body part to be fitted.
  • FIG. 3c shows a diagram of a preferred embodiment of the stiffening device of the flexible element in the form of a paper stack.
  • the figure shows a stack of paper from several superimposed leaves 311.
  • this stack When not bent, this stack is flexible. However, if it is placed inside a conventional blood pressure cuff and wrapped around, for example, the upper arm with the blood pressure cuff, the stack of paper acts. steifend. He can not be impressed by the pulse fluctuations of the arm. In practice, it is a blood pressure cuff provided with several layers of paper on the inside. A pressure element located between the arm and the stack of paper can thus measure signals of excellent signal quality. The paper stack can also be protected in a shell.
  • the air-tight envelope can be filled with several layers of paper or of a similar material. Due to the fact that the layers of paper lie on each other with almost no gap, the cover is already very resistant to pressure even without an evacuation and offers good properties for a blood pressure measurement. If the air-tight envelope is additionally evacuated, the layers of paper form a firm bond whose rigidity continues to increase.
  • FIG. 3d shows a diagram of a preferred embodiment of the stiffening device of the flexible element in the form of an air-tight sheath filled with polystyrene balls and fibers.
  • a section of the airtight envelope 32 is indicated by a thick black boundary line respectively up and down.
  • the styrofoam balls 33 are shown as circles surrounded by black. They have different radii.
  • the fibers 34 are drawn as partially ruffled lines.
  • the arrangement of the fibers is a random networking.
  • Adhesive droplets 35 are attached at some crosslinking points. These are marked as black circles.
  • the mixture of components 33-35 is in the airtight envelope.
  • the styrofoam balls 33 are evenly distributed in the flow-like crosslinking of the fibers 34 with the adhesive droplets 35. Air is between the individual elements of the mixture.
  • the airtight sheath 32 is made of a material that is preferably flexible and impermeable to air. If there is air in the airtight envelope 32 and between the styrofoam balls 33, the airtight envelope 32 together with the mixture can be deformed.
  • the airtight envelope 32 contracts and compresses the mixture in it.
  • the styrofoam balls 33 and the fibers 34 lie close together and become wedged. Due to the high static friction between the individual elements caused by the mutual pressure, the mixture can no longer deform and becomes stiff. Therefore, the airtight sheath 32 also becomes stiff.
  • the flexible member 30 is also stiffened because the airtight sheath 32 is the stiffener integrated into the flexible member 30.
  • the airtight sheath 32 filled here with styrofoam balls 33 and preferably cross-linked by adhesive droplets 35 constitutes a stiffening device. It can be activated, for example, via a connection hose (evacuate the air in the airtight sheath) and also deactivated again (take in air in the airtight shell). It is suitable for stiffening the flexible element 30 and returning it to a flexible state.
  • Figure 4 shows a three-dimensional drawing of a preferred embodiment of the blood pressure measuring device according to the invention with blood pressure cuff, gel pad and locking strip.
  • a gel pad 44 is attached to the flexible member 30 as a pressure sensor element.
  • a sensor cable 43 and a control line for the flexible element 36 are led out of the device.
  • a blood pressure cuff is attached as an outer fixation 50 about the flexible member 30, which allows fixation of the flexible member 30 to a body part.
  • An inner or outer latching strip 51, with an eyelet 52 and a tab 53 are also attached to the flexible member 30 and to the outer fixation.
  • the body portion 10 is wrapped with the composite of flexible member 30, gel pad 44, blood pressure cuff 50, and detent tire 51 so that the flexible member 30 conforms to the body portion 10, and is fixed by the cuff 50 and / or the detent tabs 51.
  • the pressure which the outer fixation 50 and / or the detent strips 51 exert on the body part is specifically varied, so that a wide variety of measurements of pulsatile signals can be carried out. Due to the stiffening of the flexible element 30, the body part receives a rigid sheathing and the pressure sensor element 40 is rigidly coupled to the body part. This coupling is hydraulically very advantageous because energy of the pulsatile signals is not transmitted to the flexible element 30 in the stiffened state and thus is not lost for the measurement.
  • FIG. 5 shows a schematic flow diagram of methods according to the invention.
  • the diagram consists of labeled blocks and arrows.
  • the blocks denote process steps.
  • the temporal dependence of process steps relative to each other is, if relevant, indicated by arrows.
  • an step which is carried out after another method step, connected by an arrow pointing to the later method step.
  • Process steps without arrow connections have no compelling temporal dependence on other process steps.
  • the drawn abscissa can accordingly be regarded as a time axis.
  • Blocks having at least one common, vertical cutting axis can be executed in parallel in the overlapping region. If blocks are arranged exactly one below the other, the corresponding method steps can be carried out simultaneously or in any desired sequence with respect to one another.
  • the blocks are arranged so that a procedure is run from left to right. Arrows, which are drawn against the normal direction of time, do not mean a reversal of time or a return to the past.
  • the inventive method begins with the application of the flexible element 30 to the body part 10 intended for the measurement.
  • the flexible element 30 is applied so that it adapts to the body part 10. This is possible due to the deformability of the flexible element 30 that it has, as long as the stiffening device 31 of the flexible Elements 30 is not activated.
  • the pressure sensor elements 40 attached to the side of the flexible element 30 facing the body part 10 are also adapted to the body part 10. This step is indicated by the block "Create 30".
  • the second step of the method according to the invention is then the activation of the stiffening device 31 or the stiffening of the flexible element 30.
  • the flexible element 30 is then no longer deformable. It can not absorb or pass any pressure fluctuations. This step is indicated by the block "Activation of 31".
  • the third step of the method according to the invention then consists in measuring the pulsatile signals over a certain period of time.
  • the pressure sensor elements 40 attached to the flexible element 30 are hydraulically optimally connected to the body part 10 because the flexible element 30 forms a rigid outer shell around the attached pressure sensor element 40 so that pressure fluctuations emanating from the body part 10 do not propagate into further components of the blood pressure measurement device and thus lose no energy that could then no longer be included in the signal measured by the respective pressure sensor element 40.
  • the measurement period includes e.g. three respiratory. Cycles.
  • the pressure fluctuations are converted into electrical signals by the pressure sensor elements 40 attached to the flexible element 30.
  • This process step is characterized by the block "measurement of pulsatile signals".
  • the stiffening device 31 of the flexible element 30 is deactivated again.
  • a filled with styrofoam balls 33 and crosslinked fibers 34 airtight envelope 32 the deactivation by venting the Airtight envelope 32.
  • This process step is characterized by the block "Deactivation of 31".
  • the method block "application of 50" indicates that a preferred further method additionally includes the method step of applying an outer fixation 50 around the flexible element 30. This is preferably done after the flexible element 30 has been attached to the body part 10, as in FIG.
  • the degree of fixation of the outer fixation is also set in a targeted manner by applying the outer fixation 50.
  • the fixation degree is preferably adjusted such that the outer fixation 50 exerts a pressure on the body part 10 via the flexible element 30 which lies in the pulsatile region , ie between the systolic and the diastolic blood pressure, so that the flexible element in the pulsatile area is preferably stiffened by the following method step.
  • the method block "loosening of 50" indicates that the outer fixation 50 is loosened again after the measurement when using an outer fixation 50. This prevents damage to the body part 10.
  • the process block "measurement sys., Dias., Ave. Blood pressure” “indicates that in another preferred method, systolic and / or diastolic and / or mean blood pressure is measured, and this measurement takes place when the flexible member 30 is not yet in the stiffened condition, as indicated in the diagram.
  • the pressure acting on the body part 10 can be selectively varied, so that an oscillatory measurement of said pressures can take place.
  • control / regulation indicates that in further preferred methods from the time at which the flexible element 30 is applied, a control and / or regulation of the stiffening device 31 and / or the Fix michsgrads the outer fixation 51 takes place at each subsequent time or only temporarily.
  • the wide process block "impedance measurement” indicates that the measurement of the tissue resistance is provided in a further preferred method starting from the time at which the flexible element 30 is applied
  • the impedance is preferably measured at one or more points in time, particularly preferably alternately
  • blood flow is performed over an impedance measurement over three minutes, whereby substantially no pressure is applied to the body portion by the blood pressure measurement device
  • One minute of pulsatile signals are measured via the pressure sensor, whereby the external fixation sets a pressure range which is of interest for the measurement, interpolates the blood flow, and then again measures the blood flow via the impedance measurement in turn, essentially exerts no pressure on the body part.
  • the broad process block "analysis” indicates that in a further preferred method an analysis of the measured data is provided from the point in time when the flexible element 30 is applied
  • the analysis is particularly preferably carried out at one or more points in time
  • the stroke volume (SV), the stroke volume (SV), heart rate (HR), cardiac output (HRV SV), dP / dtmax and other parameters can be calculated from the pressure measurement and pulse contour are calculated.
  • the wide block of "display / store” indicates that in a further preferred method, available signals and / or parameters are displayed and / or stored, which is continuous from the time of their availability. availability, but preferably takes place only at a certain point in time, particularly preferably at several points in time. The procedures may also be repeated in parts. It is thus possible, after the deactivation of the stiffening device 31 and, if an outer fixation 50 is used, preferably to continue after the loosening of the outer fixation 50 with the stiffening of the flexible element 30 or with the oscillatory blood pressure measurement.
  • the dashed backward arrows indicate the preferred drainage paths.
  • FIG. 5 clearly illustrates the manner in which the various method steps are related in the course of the method according to the invention and in the course of further methods according to the invention.
  • FIG. 6 shows the time course of selected state variables during an exemplary application of the blood pressure measuring device.
  • the x-axis is the time t.
  • the uppermost shows the course of the air pressure P Flex in the flexible element 30 relative to the atmospheric pressure P Atmo .
  • the second diagram from above shows the pressure P Fix of the outer fixation 50 on the flexible element 30 and thus the body part 10 relative to the values of the systolic and diastolic blood pressures P Dias and P Sys, respectively.
  • the third axis system from the top shows the course of
  • I P Measure I • This is the amplitude, averaged over at least one respiratory breathing cycle, of the amplitude of the pressure measured by the pressure sensor element 40.
  • the lowest diagram shows the profile of a control signal S Flex for activating the stiffening device 31 controlled.
  • the value 0 means "off", the value 1 means "on”.
  • the systolic, diastolic and mean blood pressures are determined.
  • P Flx is increased.
  • pulsatile signals are measured by the pressure sensor element, so that
  • increases.
  • increases.
  • at time t 2 at which P Flx traverses the value of the blood pressure means, comprises measuring l P l e i n at local maximum.
  • P FlJt exceeds the value of systolic blood pressure and
  • the control signal S Flex is increased from 0 to 1, ie the flexible element 30 is stiffened.
  • the transition to the stiffened state lasts from t 9 to t 10 .
  • air is evacuated from the flexible element.
  • the pressure in the flexible element P Flex falls below the ambient pressure P Atmo .
  • the hydraulic coupling of the pressure sensing element 40 to the body part 10 is improved so that the signal quality increases - and thus also
  • FIG. 7 shows the time profile of the pressure curve measured by a pressure sensor when the blood pressure measuring device is designed with an outer fixation that does not completely overlap the flexible element at all ends.
  • the flexible element in this embodiment consists of an evacuable, airtight envelope filled with a paper stack of 40 sheets of 80 g / m 2 paper.
  • This flexible element lies in a conventional blood pressure cuff and is wrapped around the upper arm.
  • the blood pressure cuff does not overlap the flexible member in the longitudinal direction of the arm, but the flexible member protrudes from the blood pressure cuff.
  • a YoYo pressure sensor (TM UP-Med) is located as a pressure sensor element between the flexible element and the skin.
  • the lower graph describes the pressure curve with a ventilated airtight envelope measured with a high-fidelity electronic pressure sensor (in this case a yo-yo pressure sensor, TM from UP-Med) and the upper graph shows the pressure profile with the airtight envelope evacuated.
  • a high-fidelity electronic pressure sensor in this case a yo-yo pressure sensor, TM from UP-Med
  • the upper graph shows the pressure profile with the airtight envelope evacuated.
  • FIG. 8 shows the time profile of the pressure curve measured by a pressure sensor when the blood pressure measuring device is configured with an outer fixation that completely overlaps the flexible element at all ends.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur nicht-invasiven Messung von pulsatilen Signalen eines Lebewesens, bevorzugt eines Menschen. Die Vorrichtung umfasst ein flexibles Element, das eingerichtet ist, ein Körperteil zumindest teilweise zu umgeben, wobei an dem flexiblen Element mindestens ein Drucksensorelement angebracht ist und das flexible Element eingerichtet ist, dem Oberflächenprofil des Körperteils angepasst zu werden und das flexible Element eine Versteifungseinrichtung aufweist, durch die das flexible Element versteif bar ist. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird zunächst das flexible Element mit einem Drucksensorelement an ein für die Messung relevantes Körperteil angelegt, so dass das flexible Element eine körperteilangepasste Form einnimmt, daraufhin wird das flexible Element in der körperteilangepassten Form versteift, anschließend wird das Drucksignal über einen bestimmten Zeitraum während sich das flexible Element in dem versteiften Zustand befindet gemessen und abschließend erfolgt die Überführung des Zustands des flexiblen Elements zurück in den flexiblen Zustand.

Description

Blutdruckmessvorrichtung und Verfahren zur Blutdruckmessung eines Lebewesens
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Blutdruckmessen eines Lebewesens. Insbesondere betrifft die Erfindung eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Bestimmung von Parametern der Herz-Lungen-Interaktion eines Lebewesens.
In der medizinischen Praxis ist es in vielen Situationen not- wendig, Informationen über den Zustand des Kreislaufsystems zu erhalten. Insbesondere bedarf es in der klinischen Medizin oftmals bestimmter Messgrößen, die Entscheidungen über eine gezielte Beeinflussung des Herzkreislaufsystems erlauben, beispielsweise inwieweit eine Auffüllung des Kreislaufs mit- tels Infusionslösung sinnvoll ist, oder ob alternativ bzw. in welchem Ausmaß der Kreislauf durch kreislauf-aktive Medikamente unterstützt werden sollte. Hierfür haben sich besonders Parameter der Herz-Lungen-Interaktion (HLI) als nützlich erwiesen. Diese beruhen jedoch meist auf einer invasiven Mes- sung des arteriellen Blutdrucks und erfordern eine aufwendige Kanülierung eines arteriellen Gefäßes.
Nicht-invasive Methoden zur Messung von HLI-Parametern sind bisher aufgrund der schlechteren Signalqualität nicht sehr leistungsfähig. Die pulsatilen Signale, d.h. die durch den
Puls herbeigeführten Druckänderungen in den arteriellen Gefäßen, werden mittelbar über das Gewebe mit einer externen Vorrichtung gemessen. Hierbei wirken sich Dämpfungseffekte, verursacht durch Dämpfung im Gewebe und in der Messvorrichtung, erheblich negativ auf das Signal-Rausch-Verhältnis aus. In der Praxis scheitern nicht-invasive Methoden daher.
In der US 2005/187481 Al werden Methoden zur Bestimmung von HLI-Parametern angegeben. Auch auf eine nicht-invasive Mes- sung mittels Finger-, Armmanschetten oder Ohrklammern wird hingewiesen. Wie mit diesen Messinstrumenten eine geeignete Signalqualität erreicht werden kann ist jedoch nicht offenbart.
Das US-Patent US 5 255 686 offenbart eine Vorrichtung zur nicht-invasiven, kontinuierlichen Blutdruckmessung. Als Messkomponente dient eine konventionelle Blutdruckmanschette, mit welcher der systolische, diastolische und mittlere Blutdruck bestimmt wird. Aufgabe der vorliegenden Erfindung war es, eine Vorrichtung und ein Verfahren zum Messen von Blutdruck bereitzustellen, welche die Signalqualität bei nicht-invasiver Messung von pulsatilen Signalen gegenüber dem Stand der Technik verbessern.
Die Aufgabe wird durch die unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den Unteransprüchen definiert. Insbesondere wird die Aufgabe gelöst durch eine Blutdruckmessvorrichtung (20) umfassend ein flexibles Element (30), das eingerichtet ist, ein Körperteil (10) zumindest teilweise zu umgeben, wobei an dem flexiblen Element (30) mindestens ein Drucksensorelement (40) angebracht ist und das flexible Element (30) eine Versteifungseinrichtung (31) aufweist, durch die das flexible Element (30) versteifbar ist.
Die Blutdruckmessvorrichtung ist eine Vorrichtung, mit welcher pulsatile Signale, d.h. Druckoszillationen in blutfüh- renden Gefäßen eines Lebewesens, bevorzugt eines Menschen, gemessen werden können. Sie ist zur nicht-invasiven Anwendung vorgesehen.
Als flexibles Element kann bevorzugt eine Manschette einge- setzt werden, bevorzugt eine wickelbare Manschette oder eine geschlossene röhrenartige Manschette. Bevorzugt weist das flexible Element ein Kompressionselement auf, mit der das flexible Element an ein Oberflächenprofil eines räumlichen Objekts, bevorzugt an ein Oberflächenprofil eines Körperteils eines Lebewesens, besonders bevorzugt an ein Oberflächenprofil eines Körperteils eines Menschen anpassbar ist. Das Pro- fil mindestens einer Grenzfläche des angepassten flexiblen Elements entspricht dann im Wesentlichen dem inversen Abbild des Oberflächenprofils, an welches das flexible Element ange- passt wurde. Das flexible Element ist bevorzugt verformbar. Bevorzugt ist das flexible Element elastisch oder plastisch verformbar. Das flexible Element lässt sich besonders bevorzugt verbiegen und/ oder eindrücken und/ oder verwinden.
Durch die Verformung des flexiblen Elements ist es möglich, mindestens eine Oberfläche des flexiblen Elements durch Überlagerung von lokal konkaven und/ oder konvexen Profilstruktu- ren mit einem beliebigen Oberflächenprofil zu versehen. Die Verformung des flexiblen Elements ist bevorzugt passiv, d.h. sie erfolgt durch eine oder mehrere auf das flexible Element einwirkende Kraft bzw. Kräfte. Sie wird bevorzugt durch Aufdrücken des flexiblen Elements an das Oberflächenprofil er- zeugt. Das Aufdrücken erfolgt bevorzugt manuell bzw. durch eine Druckvorrichtung, besonders bevorzugt durch eine pneumatische Druckvorrichtung. Bevorzugt umschließt das flexible Element das Körperteil teilweise, besonders bevorzugt umschließt das flexible Element das Körperteil ganz. Beispiels- weise lässt sich das flexible Element flächig um den Oberoder Unterschenkel, um das Handgelenk, einen Finger oder den Oberarm eines Menschen legen, so dass es sich der jeweiligen Oberfläche anpasst und das jeweilige Körperteil teilweise o- der ganz bedeckt oder umschließt. Die Abmessungen des flexi- blen Elements sind bevorzugt an das entsprechende Körperteil angepasst, für das die Blutdruckmessvorrichtung vorgesehen ist. Bevorzugt besitzt das flexible Element die Form eines geschlossenen Zylindermantels. Besonders bevorzugt besitzt das flexible Element die Form einer Matte mit bevorzugt rechteckiger Mattenfläche, die zu einem Zylindermantel umgeformt werden kann. An dem flexiblen Element ist ein Drucksensorelement angebracht. Es kann Drücke und Druckschwankungen erfassen und in elektrische Signale umwandeln. Diese Signale werden mit Hilfe eines Sensorkabels oder bevorzugt per Funk zur weiteren Ver- arbeitung übertragen.
Die Anbringung des Drucksensorelements ist bevorzugt derart, dass das Drucksensorelement auf einer der Oberflächen des flexiblen Elements aufliegt. Bevorzugt ist das Drucksensor- element an einer der Oberflächen des flexiblen Elements fixiert. Besonders bevorzugt ist das Drucksensorelement in eine der Oberflächen des flexiblen Elements eingearbeitet. Die bevorzugte Oberfläche für die Anbringung ist die Innenseite des flexiblen Elements. Die Innenseite ist dabei die dem Körper- teil zugewandte Seite. Bevorzugt lässt sich das angebrachte Drucksensorelement abnehmen und wieder anbringen. Hierfür weist das Drucksensorelement bevorzugt ein Verbindungselement wie einen Klettverschluss, einen Saugnapf, Klebeflächen oder Druckknöpfe auf. Dieses Verbindungselement ist bevorzugt zwi- sehen dem flexiblen Element und dem Drucksensorelement angeordnet. Besonders bevorzugt befindet sich das Verbindungselement an der der Körperoberfläche abgewandten Oberfläche des Drucksensorelements. Bei bevorzugter Anbringung des Drucksensorelements auf der Innenseite des flexiblen Elements steht es in direktem Kontakt zu dem jeweiligen Körperteil. Durch Aufdrücken des flexiblen Elements an das Körperteil wird das Drucksensorelement an das Körperteil gepresst und dadurch das Signal-Rausch-Verhältnis beim Erfassen von Messwerten verbessert.
Die Blutdruckmessvorrichtung weist bevorzugt mehrere Drucksensorelemente auf. Bevorzugt liegen die Drucksensorelemente auf einer oder mehreren Achsen mit jeweils bekannten Abständen zueinander. So kann beispielsweise die Pulswellenge- schwindigkeit in einer Arterie gemessen werden, wenn mindestens zwei Drucksensorelemente auf der Innenseite des flexiblen Elements so angebracht sind, dass sie auf einer Achse liegen, die im Wesentlichen parallel zu einer Arterie des Körperteils verläuft und jeweils der Abstand von einem Drucksensorelement zum nächsten Drucksensorelement bekannt ist. Das flexible Element weist eine Versteifungseinrichtung auf. Sie ist eingerichtet, das flexible Element zu versteifen, so dass es nicht mehr verformbar ist. Bevorzugt ist die Versteifungseinrichtung eingerichtet, das flexible Element so zu versteifen, dass es nicht mehr elastisch oder plastisch ver- formbar ist. Besonders bevorzugt ist die Versteifungseinrichtung eingerichtet, das flexible Element so zu versteifen, dass es sich nicht mehr verbiegen und/ oder eindrücken und/ oder verwinden lässt. Durch Versteifung mit Hilfe der Versteifungseinrichtung wird das flexible Element bevorzugt in- kompressibel. Bevorzugt wird die Form des flexiblen Elements durch die Versteifungseinrichtung beim Versteifen nicht wesentlich verändert, so dass das Oberflächenprofil des flexiblen Elements im Wesentlichen erhalten bleibt. Bevorzugt bleibt das an das Körperteil eines Lebewesens, bevorzugt ei- nes Menschen, angepasste Oberflächenprofil des flexiblen Elements beim Versteifen erhalten. Bevorzugt ist die Versteifungseinrichtung im Wesentlichen in der gesamten räumlichen Ausdehnung des flexiblen Elements vorhanden. Bevorzugt ist die Versteifungseinrichtung im flexiblen Element im Wesentli- chen gleichmäßig integriert, so dass die Versteifungseinrichtung das flexible Element im Wesentlichen gleichmäßig versteift.
Beispielsweise können allein mehrere Lagen von Blättern aus Papier oder aus einem ähnlichen Material eine Versteifungseinrichtung darstellen. Bereits ab ca. 20 aufeinander gelegten Blättern mit einer bevorzugten Stärke von 80 g/m2 kann eine Versteifung der Blätter durch eine Wölbung des Stapels herbeigeführt werden. Der Stapel lässt sich nicht mehr ein- drücken. Dieser Effekt ist beispielsweise bei einem aus mehreren Lagen Papier geformten Zylinder zu beobachten. Bei Verwendung eines solches Stapels als Versteifungseinrichtung sind besonders bevorzugt 50 ± 10 Blätter Papier (bevorzugt 80 g/m2) in dem Stapel enthalten. Beispielsweise wird ein solcher Stapel Papier um eine Extremität gewickelt und wird dadurch steif.
Die Versteifungseinrichtung ist bevorzugt über eine Steuerleitung aktivierbar, wodurch das flexible Element versteift wird. Bevorzugt ist die Versteifungseinrichtung über eine Steuerleitung auch wieder deaktivierbar, wodurch das flexible Element wieder verformbar wird.
Durch die erfindungsgemäße Blutdruckmessvorrichtung wird eine Dämpfung der pulsatilen Signale durch Komponenten der Vorrichtung und/ oder durch Luft außerhalb der Vorrichtung im Wesentlichen verhindert. Dadurch wird eine hohe Signalqualität erreicht. Dies ist möglich durch die hydraulisch optimierte Ankopplung des Drucksensorelements an das für die Messung relevante Körperteil. Durch die hydraulisch optimierte Ankopplung des an das Körperteil angepasste Oberflächenprofil des flexiblen Elements wird der Kontakt des Drucksensorelements zu dem Körperteil verbessert. In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung vorgesehen, bei der das Drucksensorelement (40) ein in ein Gelkissen (44) eingebetteter Drucksensor (41) ist. Ein Gelkissen besteht bevorzugt aus einer abgedichteten Hülle, in deren Hohlraum eine Füllung vorgesehen ist. Die Füllung ist bevorzugt ein Fluid mit einer Viskosität zwischen 0,1 mPa s und 107 mPa s, besonders bevorzugt zwischen 0,6mPa s und 106mPa s. Besonders bevorzugt ist das Fluid ein SiIi- kon-Gel. Das Gelkissen lässt sich bevorzugt an das Oberflächenprofil eines Körperteils anpassen. Diese Anpassung erfolgt bevorzugt durch bloßes Aufdrücken des Gelkissens an die Oberfläche des Körperteils. Das Profil der Grenzfläche des angepassten fle- xiblen Elements entspricht dann im Wesentlichen dem inversen Abbild des Oberflächenprofils, an welches das flexible Element angepasst wurde. Die Anpassung ist möglich, da das Gelkissen verformbar ist. Bevorzugt ist das Gelkissen elastisch verformbar. Das Gelkissen lässt sich besonders bevorzugt ver- biegen und/ oder eindrücken und/ oder verwinden.
Der Drucksensor ist ein Sensor, der Druckoszillationen im Gelkissen in elektrische Signale umwandelt. Der Drucksensor liegt bevorzugt direkt in dem Fluid. Bevorzugt befindet sich der Drucksensor im Mittelpunkt des Gelkissens.
Durch die Lagerung eines Drucksensors in ein mit Gel oder einer anderen Flüssigkeit gefülltes Kissen ist eine optimierte Ankopplung von Drucksensorelement und Körperteil möglich. Bevorzugt wird das Gelkissen durch Kontakt, bevorzugt durch Hautkontakt, mit dem Körperteil großflächig gekoppelt. Dadurch werden Druckschwankungen, die von einem Blutgefäß des Körperteils ausgehen, zu dem das Gelkissen Kontakt hat, im Wesentlichen ungedämpft auf das Gelkissen übertragen. Die Druckschwankungen können sich dann aufgrund des Fluids in dem Kissen ungehindert ausbreiten und durch den Sensor gemessen werden. Da das Gelkissen ein Drucksensorelement darstellt, das an dem flexiblen Element angebracht ist, werden die
Druckschwankungen nicht mehr an weitere Komponenten weiterge- geben, sofern das flexible Element versteift ist. Somit geht die Energie der Druckwellen nicht in benachbarte Komponenten der BlutdruckmessVorrichtung oder die Luft über und steht im Wesentlichen vollständig zur Messung zur Verfügung. Bevorzugt wird hierbei mehr Signalenergie vom Körperteil auf das Drucksensorelement übertragen. Damit wird das Signalrauschverhältnis verbessert. Je größer die Kontaktfläche mit dem Körperteil ist, umso größer ist die Übertragungsfläche und damit auch die Signalenergie, die für die Messung zur Verfügung steht.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung vorgesehen, bei der zusätzlich weitere Sensoren vorgesehen sind, insbesondere eine Sensoreinrichtung zur Messung der Impedanz und/ oder E- lektroden.
Die weiteren Sensoren sind bevorzugt an einer oder mehreren beliebigen Stellen der Blutdruckmessvorrichtung vorgesehen, besonders bevorzugt an der Innenseite des flexiblen Elements. Ganz besonders bevorzugt sind die Sensoren direkt auf einem Gelkissen angebracht in dem ein Drucksensor eingebettet ist. Die Sensoren sind bevorzugt Elektroden zur Impedanz- und/ o- der Potentialmessung und/ oder photoelektrische Detektions- oder Anregungselemente und/ oder kapazitiv messende Sensoren und/ oder Beschleunigungssensoren und/ oder Streifenelektroden. Sie sind bevorzugt eingerichtet, weitere Biosignale zu messen.
So kann beispielsweise allgemein über den Widerstand, bevorzugt über den Wechselstromwiderstand des Körperteilabschnittes der pulsatile Blutfluss gemessen werden, wenn mindestens zwei Elektroden verwendet werden, wobei eine (zumindest temporär) als Anregungs- und die andere (ebenfalls zumindest temporär) als Detektionselektrode verwendet wird. Beispielsweise sind zur Impedanzmessung vier Elektroden oder Streifenelektroden (z.B. ein Metallstreifen oder ein Streifen eines flexiblen Leitermaterials) zirkulär auf der Innenseite des flexiblen Elements angebracht — also so, dass die Elekt- roden das Körperteil umspannen, wenn die Blutdruckmessvorrichtung an ein Körperteil angelegt ist. Vorzugsweise sind dabei die äußeren zwei Elektroden zur Injektion eines Stroms, bevorzugt eines Wechselstroms bis bevorzugt 100 mA vorgesehen. Die inneren Elektroden sind dann zur hochohmigen Messung des Impedanzsignals vorgesehen. Da sich das Volumen des er- fassten Körperteilabschnittes durch pulsatiles Einströmen des elektrischen Leiters Blut verändert, kann ein mit dem pulsa- tilen arteriellen Blutfluss im erfassten Körperabschnitt (Messsegment) synchron verlaufendes Signal erfasst werden, so denn Blutfluss vorhanden. Pulsatile Signale können gemessen werden, wenn von außen auf das Körperteil ein Druck unterhalb des diastolischen Blutdrucks anliegt (z.B. durch eine Blutdruckmanschette). Stoßartige pulsatile, aber wieder auf Null abfallende Signale werden bei einem äußeren Druck zwischen diastolischem und systolischem Blutdruck gemessen.
Bei Verwendung von Elektroden ist bevorzugt leitendes Gel jeweils zwischen einer Elektrode und dem Körperteil vorgesehen, das den Übergangwiderstand zum Körperteil reduziert. Zur Übertragung der Sensorsignale ist bevorzugt ein Sensorkabel oder besonders bevorzugt eine Funkeinrichtung vorgesehen. Wenn ein Sensor die Funktion der Druckmessung erfüllt, kann er bevorzugt ein Drucksensorelement auch ersetzen. In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine BlutdruckmessVorrichtung vorgesehen, bei der eine äußere Fixierung (50) vorgesehen ist, die zumindest teilweise um das flexible Element (30) angeordnet ist bzw. anordenbar ist. Die äußere Fixierung ist bevorzugt eine Druckeinrichtung bzw. eine Kompressionseinrichtung. Besonders bevorzugt ist als äußere Fixierung eine Zugeinrichtung vorgesehen. Bei- spielsweise ist die äußere Fixierung ein Gurtsystem mit einer oder mehreren Gurtschnallen oder Klettverschlüssen, bevorzugt ein System aus einem oder mehreren Raststreifen oder besonders bevorzugt Verschlussschnallen (wie beispielsweise bei Skischuhen verwendet). Die äußere Fixierung ist ganz beson- ders bevorzugt ein elastisches Element, das bevorzugt mit Material, bevorzugt einem Fluid oder Gas bevorzugt über mindestens einen Anschlussschlauch befüllbar, bevorzugt schnell be- füllbar, und entleerbar ist und so bevorzugt sein Volumen änderbar ist. Besonders bevorzugt ist ein solches elastisches Element eine konventionelle Blutdruckmanschette. Weiterhin ganz besonders bevorzugt ist die äußere Fixierung eine Kombination von verschiedenen der genannten Ausführungsformen. Die äußere Fixierung ist bevorzugt wickelbar, besonders bevorzugt manschetten- oder strumpfartig. Bevorzugt besitzt die äußere Fixierung die Form eines geschlossenen Zylindermantels. Besonders bevorzugt besitzt das elastische Element die Form einer Matte mit bevorzugt rechteckiger Mattenfläche, welche die Form eines Zylindermantels einnehmen kann. Bevorzugt ist die äußere Fixierung an der Außenseite des flexiblen Elements vorgesehen. Bevorzugt ist die äußere Fixierung an einem oder mehreren Punkten zumindest temporär fest mit dem flexiblen Element verbunden. Die Verbindung ist bevorzugt eine oder eine Kombination der Verbindungsmöglich- keiten: Klebstoff, Vernähung, Vulkanisierung, ein oder mehrere Druckknöpfe, ein oder mehrere Klettverschlüsse. Besonders bevorzugt ist die äußere Fixierung durch eine durch die äußere Fixierung erzeugte Kraft mit dem flexiblen Element verbindbar. Die äußere Fixierung ist an dem flexiblen Element an einer oder bevorzugt mehreren der Begrenzungen des flexiblen Elements bevorzugt überlappend vorgesehen, besonders bevorzugt an einer oder mehreren der Begrenzungen des flexiblen Elements bündig mit dem flexiblen Element abschließend vorgesehen. Bevorzugt ist die äußere Fixierung an dem flexiblen Element nur teilweise bedeckend vorgesehen. Bevorzugt ist die äußere Fixierung und das flexible Element in einer Einheit verwirklicht. Diese kann bevorzugt wieder verwendbar ausgestaltet sein. Die äußere Fixierung weist bevorzugt das Merkmal auf, eine Kraft und damit einen Druck auf das flexible Element auszuüben, die bevorzugt das flexible Element gegen das Körperteil drückt. Bevorzugt wird durch diese Kraft das flexible Element an dem Körperteil fixiert. Bevorzugt greift die Kraft an der Außenseite des flexiblen Elements an, d.h. an der dem Körperteil abgewandten Oberfläche des flexiblen Elements. Bevorzugt ist die Orientierung der von der äußeren Fixierung ausgeübten Kraft senkrecht zur Oberfläche, bevorzugt senkrecht zur Außenseite des flexiblen Elements und wirkt in Richtung des Körperteils. Bevorzugt erzeugt die äußere Fixierung eine Flächenkraft, die bevorzugt senkrecht zu jedem Punkt der Oberfläche des flexiblen EIe- ments, bevorzugt senkrecht zu jedem Punkt der Außenseite des flexiblen Elements wirkt. Bevorzugt drückt die äußere Fixierung das flexible Element auf das Körperteil, bevorzugt so, dass das flexible Element an dem Körperteil durch den Druck fixiert ist, besonders bevorzugt so dass sich die dem Körper- teil zugewandte Innenseite des unversteiften flexiblen Elements dem Oberflächenprofil des Körperteils anpasst. Ganz besonders bevorzugt drückt die äußere Fixierung das unversteif- te flexible Element so auf das Körperteil, dass im Wesentlichen keine Lufteinschlüsse zwischen dem flexiblen Element und dem Körperteil verbleiben, besonders bevorzugt im Wesentlichen keine Lufteinschlüsse zwischen einem oder mehreren der an der Innenseite des flexiblen Elements angebrachten Drucksensorelemente. Bevorzugt werden das Drucksensorelement oder die angebrachten Drucksensorelemente sowie bevorzugt weitere Sensoren, durch die Kraft der äußeren Fixierung zusammen mit dem flexiblen Element an das Körperteil gedrückt. Bevorzugt ist der Grad der Fixierung, also die Kraft, mit welcher die Fixierung das flexible Element auf das Körperteil drückt, steuerbar oder automatisch regelbar vorgesehen. Zur Steuerung ist bevorzugt eine Steuerleitung vorgesehen. Bei bevorzugter Ausführung der äußeren Fixierung als elastisches Element oder besonders bevorzugt als Blutdruckmanschette ist diese Steuerleitung bevorzugt ein Schlauch, der Luft oder ein Fluid in das bevorzugte elastische Element oder die besonders bevorzugte Blutdruckmanschette über bevorzugt eine Pumpe lei- tet. Als allgemeiner Ersatz für eine Pumpe kann bevorzugt auch ein Drucktank dienen, der eine ausreichende Kapazität besitzt und bevorzugt in Phasen der Nicht-Messung wieder mit Druck entweder von extern oder durch eine interne Pumpe beaufschlagt wird.
Für die Bestimmung des für die Regelung notwendigen Messwerts des Fixierungsgrads ist bevorzugt ein Drucksensorelement vorgesehen, das bevorzugt den Anpressdruck zwischen dem flexiblen Element und dem Körperteil misst. Besonders bevor- zugt ist dieses Drucksensorelement eines oder eine Gruppe mehrerer der bereits für die Messung der pulsatilen Signale vorgesehenen Drucksensorelemente .
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Er- findung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der das Drucksensorelement (40) ein Sensor oder eine Kombination von Sensoren aus der Menge folgender Sensoren ist: Elektroden (42) zur Impedanz- und/ oder Potentialmessung, photoelektrische Sensoren, kapazitive Sensoren, Beschleuni- gungssensoren
Die Kombination der Sensoren weist bevorzugt verschiedene, besonders bevorzugt nur gleichartige Sensoren auf. Ein Drucksensorelement weist bevorzugt eine beliebige Anzahl dieser Sensoren auf. In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der die Versteifungseinrichtung (31) mindestens eine luftdichte Hülle (32) mit mindestens je einem Anschluss- schlauch (36) aufweist.
Die luftdichte Hülle besteht bevorzugt aus einem Material, das als Eigenschaft Flexibilität, bevorzugt eine hohe Luftundurchlässigkeit besitzt. Bevorzugt umschließt sie einen Hohl- räum. Die luftdichte Hülle ist bevorzugt röhren- bzw.
schlauchförmig. Besonders bevorzugt ist die luftdichte Hülle mattenartig mit bevorzugt rechteckiger Mattenfläche. Ganz besonders bevorzugt weist die luftdichte Hülle näherungsweise die Form einer Torusflache auf. Dabei handelt es sich bevor- zugt um einen flachen Torus. Die luftdichte Hülle ist bevorzugt zusammen mit dem flexiblen Element verformbar. Bevorzugt befinden eine oder mehrere der luftdichten Hüllen innerhalb des flexiblen Elements. Wenn mehrere luftdichte Hüllen vorhanden sind, sind die luftdichten Hüllen bevorzugt in gleich- mäßiger Verteilung angeordnet.
Weiterhin bevorzugt besteht die luftdichte Hülle aus zwei Lagen sehr dehnungssteifen Materials (z.B. gummiertes Gewebe oder ein Material ähnlich eines Auto- oder Fahrradreifens), die miteinander luftdicht verbunden (z.B. verschweißt oder vulkanisiert) sind. Die Verbindung begrenzt mindestens eine luftdichte, bevorzugt längliche Kammer. In dieser Ausführungsform ist die Dicke des flexiblen Elements vorzugsweise nicht größer als die beiden verbundenen Lagen Material. Die Lagen sind bevorzugt vororientiert miteinander verbunden, so- dass bei Füllung der mindestens einen Kammer mit Druckluft eine dem Körperteil (z.B. Arm) angepasste Form des flexiblen Elements entsteht. Der Anschlussschlauch ist bevorzugt vorgesehen, Luft oder ein spezielles Gas oder eine Flüssigkeit in die luftdichte Hülle einzupumpen oder zu evakuieren. Bevorzugt verkleinert sich der Hohlraum beim Evakuieren der Hülle oder verschwindet komplett. Bei Verwendung eines mit Gas befüllbaren elastischen Elements als äußere Fixierung und insbesondere bei Verwendung einer konventionellen Blutdruckmanschette als äußere Fixierung werden bevorzugt die Steuerleitung der äußeren Fixierung, welche in diesem Fall ein Schlauch ist, und der Anschlussschlauch der luftdichten Hülle derart miteinander verbunden oder besonders bevorzugt ver- bindbar ausgelegt, dass Luft oder das spezielle Gas zwischen der äußeren Fixierung und der luftdichten Hülle ausgetauscht werden kann. Bevorzugt führt dann eine Entlüftung des flexiblen Elements zur Belüftung der äußeren Fixierung und/ oder vice versa. Bevorzugt ist eine mindestens doppelte Ausführung der Anschlussschläuche vorgesehen, so dass für Be- und Entlüftung der luftdichten Hülle jeweils mindestens ein Schlauch zur Verfügung steht. Damit lässt sich die für den Luftaustausch benötigte Zeit verringern. Ein Anschlussschlauch weist bevorzugt mindestens ein Ventil auf, durch welches Materialströme bevorzugt in beliebiger Richtung begrenzt oder besonders bevorzugt ganz verhindert werden können. In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der die luftdichte Hülle (32) im Wesentlichen inkompres- sible Elemente aufweist, deren Volumen sich in einem Vakuum um weniger als 50% gegenüber dem Volumen bei Atmosphärendruck ändert.
Bevorzugt ändert sich das Volumen dieser Elemente um weniger als 25%, besonders bevorzugt um weniger als 10%, ganz besonders bevorzugt um weniger als 1%. Idealerweise geht die Ände- rung des Volumens im Vakuum gegenüber dem Volumen bei Atmosphärendruck gegen Null. Bevorzugt füllen eine Vielzahl dieser im Wesentlichen in- kompressiblen Elemente die luftdichte Hülle aus. Die Form der Elemente ist bevorzugt kugelförmig, eckig, oder eine Mischung aus beidem. Es ist eine Vielzahl von hierfür geeigneten EIe- menten denkbar. Bevorzugt sind diese Elemente sehr klein (z.B. im Bereich von der Größe von Elementen eines Pulvers bis zu der Größe von Kastanien) und sie lassen sich bevorzugt im Wesentlichen beliebig zueinander anordnen. Bei Kompression des Verbunds dieser Elemente verhaken, verkeilen oder ver- pressen sich diese Elemente vorzugsweise und die Anordnung der Elemente erstarrt sozusagen.
Die im Wesentlichen inkompressiblen Elemente sind zum Beispiel Kunststoffgranulat, Reis, Körper aus Polistyrol oder ähnlichem Kunststoff, Papierfetzen, Papierkügelchen, Papierblätter, Styroporkugeln, Sägemehl, Salz, beliebige Pulver o- der ähnliche Elemente. Die in der luftdichten Hülle befindlichen, im Wesentlichen inkompressiblen Elemente sind bevorzugt eine Mischung verschiedenartiger inkompressibler Elemente. Besonders bevorzugt sind als inkompressible Elemente Blätter aus Papier oder einem anderen Material, die zu einem Stapel geschichtet sind, so wie der zuvor bereits beschriebene Stapel Papier als Realisierung einer Versteifungseinrichtung. Der Unterschied ist lediglich, dass sich der genannte Stapel Papier in der luftdichten Hülle befindet.
Weiterhin beispielhaft ist eine magnetorheologische Flüssigkeit geeigneter Zusammensetzung als Füllung der luftdichten Hülle möglich. Die inkompressiblen Elemente sind dabei klei- ne, magnetisch polarisierbare Partikel (z.B. Eisenpulver), die in einer Suspension schwimmen. Magnetorheologische Flüssigkeiten sind durch den Stand der Technik bekannt. Bevorzugt reicht in diesem Fall aus, wenn die beschriebene luftdichte Hülle nicht unbedingt luftdicht, sondern nur flüssigkeits- dicht bezüglich der magnetorheologischen Flüssigkeit ist. In diesem Fall ist zudem der Anschlussschlauch bevorzugt nicht vorhanden. Durch Anlegen eines Magnetfeldes (z.B. Anschalten eines die Fläche der Versteifungseinrichtung erfassenden E- lektromagneten-Arrays oder durch Umwicklung des flexiblen E- lements bzw. der Blutdruckmessvorrichtung mit mindestens einem Elektro- und/ oder Permanentmagnetenverbund, der bei- spielsweise mattenartig realisiert ist, oder auch nur unter Anwendung eines einzelnen Magneten und/ oder Elektromagneten) eine bevorzugt schlagartige Versteifung der Versteifungseinrichtung erreicht werden. Die Flüssigkeit behält im Wesentlichen die zuvor eingenommene Form. Bei Abschalten bzw. Entfer- nung des Magnetfeldes erfolgt bevorzugt eine ebenso schnelle Entsteifung.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der die luftdichte Hülle (32) vernetzte Fasern aufweist.
Die Fasern sind bevorzugt dünne, bevorzugt gekräuselte, Fäden eines bevorzugt beliebigen Materials. Die Vernetzung der Fasern besteht bevorzugt aus einer zufällig überkreuzten Anordnung der Fasern, die sich so bevorzugt ineinander verhaken. Besonders bevorzugt besteht die Vernetzung durch Klebstofftröpfchen an den Kreuzungspunkten der Fasern. Vernetzte Fasern können beispielsweise Gewebe, dünnla- gige Watte, feine Lagen Krepppapier, Vliespapier o.Ä. sein.
Bevorzugt bilden die miteinander vernetzten Fasern ein
Vlies, in welches sich die in der luftdichten Hülle befindlichen anderen Elemente bevorzugt mischen. Bevorzugt füllt die- ses Gemisch den Hohlraum der luftdichten Hülle aus. Die vernetzten Fasern bilden bevorzugt mindestens eine Schicht innerhalb der luftdichten Hülle. Bevorzugt sind auch die im Wesentlichen inkompressiblen Elemente in mindestens einer
Schicht in der luftdichten Hülle angeordnet.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine BlutdruckmessVorrichtung (20) vorgesehen, bei der die luftdichte Hülle (32) Styroporkugeln (33) und vernetzte Fasern (34) aufweist.
Die Styroporkugeln bestehen bevorzugt aus einem Material mit hohem Oberflächenreibungskoeffizienten, besonders bevorzugt aus Styropor. Sie weisen einen Radius R auf. Der Radius variiert bzw. liegt bevorzugt zwischen 0,01 mm bis 10 mm, besonders bevorzugt zwischen 0,15 mm bis 4 mm. Bevorzugt weist die luftdichte Hülle vernetzte Fasern auf.
Bevorzugt durch das Evakuieren der luftdichten Hülle legen sich die Styroporkugeln eng aneinander und verkeilen sich durch Reibung. Der verkeilte Verbund von Styroporkugeln und vernetzten Fasern ist bevorzugt steif und versteift somit das flexible Element.
Besonders bevorzugt ist ein flexibles Element, das eine Versteifungseinrichtung aufweist, eine mit Styroporkugeln und bevorzugt vernetzten Fasern gefüllte, luftdichte Hülle. Dadurch ist das Prinzip einer Vakuumschiene oder Vakuummatratze realisiert.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel weist die Verstei- fungseinrichtung (31) einen Stapel von Blättern aus Papier (311) oder aus einem ähnlichen Material auf.
Dieser Stapel aus Papierlagen liegt bevorzugt in der luftdichten Hülle. Dadurch dass die Lagen Papier nahezu ohne Zwi- schenraum aufeinanderliegen (beispielsweise gestapelt wie zuvor beschrieben), ist die luftdichte Hülle bereits ohne eine Evakuierung sehr druckfest und bietet gute Eigenschaften für eine Blutdruckmessung. Wird nun die luftdichte Hülle zusätzlich noch evakuiert, bilden die Lagen Papier einen festen Verbund dessen Steifigkeit weiter zunimmt. (Abb.3: Sample 3). So wird ein sehr günstiges Signal-Rausch-Verhältnis erreicht. In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der das flexible Element (30) mindestens einen Raststreifen (51) aufweist.
Der Raststreifen weist bevorzugt auf mindestens einer Seite ein bevorzugt sägezahnartiges Oberflächenprofil auf. Das Sä- gezahprofil ist bevorzugt derart gestaltet, dass sich zwei Raststreifen bei gegengleichem Übereinanderlegen der Rast- streifen ineinander verkeilen, wenn sie in einer Richtung quer zum Sägezahnprofil verschoben werden, bis sie durch die Verkeilung nicht mehr verschoben werden können. Bevorzugt verkeilen sie sich jedoch nicht, wenn sie in der gegensätzlichen Richtung verschoben werden.
Bevorzugt weist die Blutdruckmessvorrichtung einen inneren und einen äußeren Raststreifen auf. Dies ist eine Art der äußeren Fixierung, welche zusätzlich oder anstatt einer vorhandenen äußeren Fixierung vorgesehen sein kann. Der innere Raststreifen ist bevorzugt auf der Innenseite des flexiblen Elements angebracht, so dass die Oberfläche mit dem Sägezahnprofil dem Körperteil zugewandt ist. Der äußere Raststreifen ist an der körperabgewandten Seite des flexiblen Elements bevorzugt an der äußeren Fixierung angebracht, so dass dessen Sägezahnprofil bevorzugt körperabgewandt ist. Der innere
Raststreifen weist bevorzugt eine Öse auf, an welcher bevorzugt ein Zugband zum Einhängen vorgesehen ist, das durch eine bevorzugt am äußeren Raststreifen angebrachte Lasche durchführbar ist. Damit lassen sich nach dem Anlegen des flexiblen Elements um ein Körperteil die beiden Raststreifen gegeneinander durch Zug am Zugband fixieren. Besonders bevorzugt ist der innere Raststreifen direkt durch die Lasche am äußeren Raststreifen durchführbar. Die Rastreifen sind so durch Zug am Ende des inneren Raststreifens gegeneinander fixierbar. Durch die bevorzugte Kombination von Zugband und Raststreifen lässt sich das flexible Element an das Körperteil drücken. Die Raststreifen wirken als eine äußere Fixierung. Bevorzugt nachdem das flexible Element versteift wurde sind die Raststreifen gegeneinander unbeweglich. Die Raststreifen können bevorzugt auch als Ersatz für die konventionelle Blutdruckmanschette vorgesehen sein, falls auf diese verzichtet werden soll.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der eine Steuereinrichtung (60) zur Steuerung der Ver- steifungseinrichtung (31) vorgesehen ist.
Die Steuereinrichtung umfasst bevorzugt eine Pumpe und bevorzugt weitere Elemente, wie zum Beispiel eine elektronische Recheneinheit und/ oder steuerbare Ventile, um die Verstei- fungseinrichtung manuell oder elektronisch zu steuern. Die Steuereinrichtung ist bevorzugt über die vorhandenen Steuerleitungen mit den weiteren Elementen und/ oder den Komponenten der Blutdruckmessvorrichtung verbunden. Bevorzugt ist die Steuereinrichtung in einem Gehäuse untergebracht, das bevor- zugt an dem flexiblen Element, besonders bevorzugt an der äußeren Fixierung angebracht ist. Bevorzugt ist die Steuereinrichtung dazu ausgelegt, die Versteifungseinrichtung bezüglich definierter Sollwerte zu regeln, wie zum Beispiel bezüglich der Güte des Vakuums. Besonders bevorzugt ist die Steu- ereinrichtung bevorzugt über eine Regelungseinrichtung zur Regelung der äußeren Fixierung oder bevorzugt der Blutdruckmanschette bezüglich definierter Sollwerte - wie zum Beispiel des Fixierungsgrads - eingerichtet. In einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Blutdruckmessvorrichtung (20) vorgesehen, bei der eine Analyseeinrichtung zur Analyse und/ oder Anzeige und/ oder Speicherung von Messdaten vorgesehen ist. Die Analyseeinrichtung kann bevorzugt zusammen mit der Steuereinrichtung in einem Gehäuse untergebracht sein. Sie verfügt bevorzugt über eine Recheneinheit, welche bevorzugt dazu vorgesehen ist, die gemessenen Daten bezüglich messungsrelevanter Parameter, wie die Pulskonturparameter Schlagvolumen, maximale Druckanstiegsgeschwindigkeit und insbesondere HLI- Parameter (Pulsdruck-Variation PPV, Schlagvolumen-Variation SW), zu analysieren. Besonders bevorzugt wird hierfür auf die Recheneinheit der Steuereinheit zurückgegriffen, so dass dann für die Analyseeinheit keine eigene Recheneinheit vorgesehen sein muss. Bevorzugt ist eine Anzeige, wie zum Beispiel ein kompaktes LCD oder OLED, vorgesehen. Sie erlaubt bevor- zugt eine Visualisierung von bevorzugt berechneten Parametern, besonders bevorzugt von Zustandsgrößen, ganz besonders bevorzugt von Messwerten. Zudem können in der Analyseeinrichtung die Daten bevorzugt gespeichert werden und der Verlauf der Messung bevorzugt protokolliert werden. Die Analyseein- richtung ist bevorzugt so vorgesehen, dass später messungsrelevante Informationen an einem Computer ausgelesen werden können.
Die Aufgabe wird weiterhin gelöst durch ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Blutdruckmessung eines Lebewesens umfassend die Schritte :
-Anlegen eines flexiblen Elements (30) mit einem Drucksensorelement (40) an ein für die Messung relevantes Körperteil (10) , so dass das flexible Element (30) eine körperteilangepasste Form einnimmt,
-Versteifen des flexiblen Elements (30) in der körper- teilangepassten Form,
-Messung des Drucksignals über einen bestimmten Zeitraum während sich das flexible Element (30) in dem versteiften Zustand befindet, -Überführung des Zustands des flexiblen Elements (30) zurück in den flexiblen Zustand. Mit diesem Verfahren können die Pulskonturparameter und die dynamischen Parameter der Herz-Lungen-Interaktion (HLI) wie beispielsweise PPV, SW, PEPV sowie weitere auf der Herz- Lungen-Interaktion beruhende abgeleitete Größen bestimmt werden, ohne dass eine aufwendige Kanülierung eines arteriellen Gefäßes erforderlich wäre. Dadurch können diese Parameter nicht-invasiv bestimmt werden. Bei einer entsprechenden Aus- wertung der pulsatilen Signale kann davon ausgegangen werden, dass die so genau gemessenen pulsatilen Signale direkt dem arteriellen Druck entsprechen. Bevorzugt wird für diese Auswertung mindestens einmal der systolische und diastolische Blutdruck über eine oszillometrische oder auskultatorische Methode bestimmt und die systolischen und diastolischen Werte des gemessenen pulsatilen Signals auf die zuvor bestimmten Werte geeicht.
Bevorzugt wird dieses Verfahren bei einem beatmeten, insbe- sondere 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 ge- schaffen werden.
Das Anlegen des flexiblen Elements erfolgt bevorzugt durch manuelles Andrücken des flexiblen Elements an das Körperteil. Durch die Verformbarkeit des flexiblen Elements lässt sich dieses bevorzugt schon zuvor in eine geeignete Form bringen, besonders bevorzugt ist das flexible Element bereits vorgeformt ausgeführt. Beim Anlegen passt sich das flexible Element dem Körperteil derart an, dass die Oberfläche des flexiblen Elements zu einem inversen Abbild des Oberflächenprofils des Körperteils wird. Bevorzugt bleiben keine Luftzwischenräume zwischen der dem Körperteil zugewandten Oberfläche des flexiblen Elements und dem Körperteil. Bevorzugt wird das flexible Element so angelegt, dass das Drucksensorelement ü- ber einer in dem Körperteil verlaufenden Arterie liegt. Beispielsweise würde bei Messung an der Arteria brachialis des Oberarms das Drucksensorelement bevorzugt an der Innenseite des Oberarms anliegen. Das Anlegen erfolgt so, dass das flexible Element das Körperteil bevorzugt zumindest teilweise bedeckt. Besonders bevorzugt bedeckt das flexible Element das Körperteil mit der gesamten verfügbaren Fläche. Bevorzugt umschließt das flexible Element das Körperteil. Bevorzugt wird das flexible Element über das Körperteil gestülpt. Besonders bevorzugt wird das flexible Element um das Körperteil gewickelt. Beim Anlegen des flexiblen Elements and das Körperteil wird bevorzugt der Druck, mit dem das flexible Element auf dem Körperteil aufliegt, durch ein Drucksensorelement gemes- sen, so dass eine Information über den Grad der Fixierung vorliegt. Besonders bevorzugt ist das hierfür verwendete Drucksensorelement ein schon an dem flexiblen Element angebrachtes Drucksensorelement. Bevorzugt entsteht durch das Anlegen ein Druck, der 10% des diastolischen Blutdrucks nicht übersteigt.
Das flexible Element wird an ein Körperteil eines Lebewesens, bevorzugt eines Menschen angelegt. Für eine Blutdruckmessung sind bevorzugt der Oberarm, besonders bevorzugt das Handge- lenk eines Menschen geeignet. Bei anderen Lebewesen sind ä- quivalente Körperteile oder bevorzugt der Schwanz geeignet.
Das Versteifen erfolgt durch Aktivierung der Versteifungseinrichtung. Durch das Versteifen des flexiblen Elements lässt dieses sich nicht mehr verformen und erstarrt in der körper- teilangepassten Form. Bevorzugt wird das flexible Element durch das Versteifen sowohl plastisch als auch elastisch unformbar. Besonders bevorzugt wird das flexible Element durch das Versteifen inkompressibel. Ganz bevorzugt wird das flexi- ble Element durch das Versteifen nicht mehr verwindbar oder verbiegbar. Durch das Versteifen des flexiblen Elements entsteht eine rigide Ankopplung der an dem flexiblen Element an- gebrachten Drucksensorelemente an das Körperteil. Durch das Versteifen wird eine hydraulisch optimierte Kopplung mindestens eines an der Blutdruckmessvorrichtung angebrachten Sensors an das Körperteil erreicht.
Das Messen pulsatiler Signale findet dann über die Zeit statt. Die durch den Puls verursachten Druckschwankungen werden auf die an dem flexiblen Element angebrachten Drucksensorelemente übertragen und können dort abgegriffen werden. Diese Signale sind gegenüber den bei einer invasiven Messung des arteriellen Blutdrucks abgegriffenen Blutdrucksignalen stark gedämpft, da sie mittelbar über das Gewebe und das Drucksensorelement 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 vorliegt. Im versteiften Zustand des flexiblen Elements ist die Ankopplung des Drucksensorelements hydraulisch vorteilhafter als im flexiblen Zustand, weshalb die Messung vorzugsweise dann stattfindet, während sich das flexible Element in seinem steifen Zustand befindet.
Die Messung des Drucksignals erfolgt bevorzugt über einen bestimmten Zeitraum. 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, der von der äußeren Fixierung, bevorzugt von dem versteiften flexiblen Element, auf das Körperteil ausgeübt wird, über einen längeren Zeitraum innerhalb des pulsatilen Bereichs gehalten oder verlangsamt abgelassen wird. 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 arteriellen Pulsationen bevorzugt durch vorbekannte systolische und dias- tolische Werte kalibriert und dann mit genauer Formanalyse selbst ausgewertet.
Hierbei wird der Atemzyklus bevorzugt aus dem zeitlichen Ver- lauf der pulsatilen Schwankungen bestimmt. Hilfsweise, kann die Identifikation eines Atemzyklus aber auch über andere Messmethoden, zum Beispiel aus dem thorakalen elektrischen Impedanzsignal, das über EKG-Elektroden erfasst werden kann, vorgenommen werden. Bevorzugte weitere Verfahren zur Bestim- mung des Atemzyklus sind beispielsweise die in der
EP 01 813 187 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 bestimmter Parameter unterdrücken, wenn zum Beispiel eine Arrhythmie order eine irreguläre Atmung (eben keine kontrollierte Beatmung) vorliegt.
Da das flexible Element von dem steifen Zustand wieder zurück in den flexiblen Zustand überführt werden kann, ist das flexible Element und auch die gesamte Blutdruckmessvorrichtung bevorzugt wiederverwendbar.
Bei einem weiteren erfindungsgemäßen Verfahren wird eine äu- ßere Fixierung (50) über das flexible Element (30) angebracht.
Vorzugsweise erfolgt dies nach dem Anlegen des flexiblen Elements. Die Anbringung erfolgt vorzugsweise so, dass die äuße- re Fixierung eine Kraft bevorzugt gleichmäßig entlang der Auflagefläche von Körperteil und flexiblem Element auf das flexible Element aufbringt, so dass das flexible Element an das Körperteil gedrückt wird und bevorzugt das flexible Element an das Körperteil fixiert wird. Die an dem flexiblen E- lement angebrachten Drucksensorelemente oder weiteren Sensoren werden durch die äußere Fixierung an das Körperteil gedrückt. So werden das flexible Element und die auf der dem Körperteil zugewandten Innenseite des flexiblen Elements angebrachten Drucksensorelemente hydraulisch mit dem Körpergewebe gekoppelt. Bevorzugt wird die äußere Fixierung eingestellt, bevorzugt so, dass ein vorbestimmter Fixierungsgrad entsteht.
Der Fixierungsgrad steht in Relation zur Kraft, welche die äußere Fixierung auf das flexible Elements ausübt. Sie kann durch Einstellen der äußeren Fixierung variiert werden. So kann ein sicheres aber nicht zu festes Anliegen des flexiblen Elements gewährleistet werden. Beim Einstellen der äußeren Fixierung wird bevorzugt der Druck, mit dem das flexible Element auf dem Körperteil aufliegt, durch ein Drucksensorelement gemessen, so dass eine Information über den Grad der Fi- xierung vorliegt. Besonders bevorzugt ist das hierfür verwendete Drucksensorelement ein schon an dem flexiblen Element angebrachtes Drucksensorelement.
Die Fixierung erfolgt bevorzugt durch ein GurtSystem. Dabei wird mindestens ein Gurt um das flexible Element und das Körperteil gewickelt und bevorzugt durch eine Schnalle gezogen und fixiert. Der Gurt kann auch durch eine Kombination von einer an den Gurt angebrachten Öse und einem Klettverschluss fixiert werden. Bevorzugt ist der Gurt einseitig fest mit dem flexiblen Element verbunden.
Besonders bevorzugt erfolgt die Fixierung durch mindestens einen Raststreifen. Besonders bevorzugt erfolgt die Fixierung durch einen inneren und einen äußeren Raststreifen, die vor- richtungsgemäß angebracht sind. In diesem Fall wird das flexible Element derart an das Körperteil angelegt, dass der innere Raststreifen auf dem äußeren Raststreifen zu liegen kommt. Die Raststreifen können gegeneinander verschoben werden, so dass die Fixierung des flexiblen Elements stärker wird. Die entgegensetzte Verschiebung bewirkt ein Verkeilen der Raststreifen, so dass diese Verschiebung nur über die Länge maximal eines Sägezahns möglich ist. Das Sägezahnprofil der Raststreifen verhindert, dass sich die Fixierung automatisch wieder löst. Die Verschiebung der Raststreifen erfolgt vorzugsweise durch Zug an einem Zugband, das die beiden Enden der Raststreifen miteinander verbindet. Bevorzugt wird das flexible Element mit dem Zugband zunächst locker geschlossen. Der Zug an dem Zugband zur Fixierung des flexiblen Elements kann bevorzugt automatisch erfolgen, beispielsweise über einen mit Druckluft betriebenen Balg. Besonders bevorzugt kann aber auch auf das Zugband verzichtet werden und der innere Raststreifen direkt durch die Lasche des äußeren Raststreifens geführt werden. Dann ist es möglich, durch Zug an dem bereits durch die Lasche durchgeführten Ende des inneren Raststreifens die Raststreifen gegeneinander zu verschieben. Ganz besonders bevorzugt erfolgt die äußere Fixierung durch ein elastisches Element, das mit Flüssigkeit oder Gas befüllt wird. Das elastische Element wird eng an das flexible Element fixiert. Bevorzugt ist es bereits an der Außenseite des flexiblen Elements fixiert. Durch Befüllen des elastischen EIe- ments mit Flüssigkeit oder Gas wird das flexible Element und das Drucksensorelement eng an das Körperteil gepresst. Das elastische Element dehnt sich durch das Befüllen aus und drückt so das flexible Element sowie angebrachte Drucksensorelemente auf das Körperteil. Das Befüllen des elastischen E- lements erfolgt vorzugsweise über einen oder mehrere Anschlussschläuche .
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird das flexible Element (30) inkompressibel versteift.
Die inkompressible Versteifung bewirkt, dass sich das flexible Element nicht mehr eindrücken lässt, bevorzugt in den Bereichen, in denen ein Drucksensorelement an dem flexiblem E- lement angebracht ist. Besonders bevorzugt lässt sich das flexible Element nicht in einem zirkulären Bereich um das Körperteil — beispielsweise eine Extremität — eindrücken, welches von der Blutdruckmessvorrichtung umschlossen wird. Dadurch können Druckschwingungen, die auf das flexible Element wirken, nicht in das Material des flexiblen Elements ü- bertragen werden. Eine auf das inkompressibel versteifte Element wirkende Druckschwingung, führt nicht zur Verformung des flexiblen Elements und somit nicht zur Dämpfung der Druckschwingung aufgrund von Energieabsorbtion im flexiblen Element durch Verformung.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird das flexible Element (30) durch Evakuieren der darin befindlichen Luft versteift.
Das Aktivieren der Versteifungseinrichtung erfolgt bevorzugt durch Abpumpen bzw. Evakuieren der Luft in der Versteifungs- einrichtung, sofern die Versteifungseinrichtung eine luftdichte Hülle aufweist. Es kann bevorzugt auch ein Vakuum angelegt werden. Dabei wird die Luft innerhalb der luftdichten Hülle über mindestens einen Anschlussschlauch abgesaugt. Es wird solange Luft aus der luftdichten Hülle abgesaugt, bis ein Vakuum innerhalb der luftdichten Hülle entsteht. Das Absaugen erfolgt bevorzugt über eine an dem Anschlussschlauchende angebrachte Pumpe. Die luftdichte Hülle befindet sich innerhalb des flexiblen Elements, so dass die Versteifungseinrichtung allgemein durch Evakuieren der in dem flexiblen Element befindlichen Luft aktiviert wird.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird das flexible Element (30) durch Befüllen mit Druckluft versteift. Bevorzugt wird bei Verwendung von zwei miteinander verschweißten Lagen sehr dehnungssteifen Materials (z.B. gummiertes Gewebe ähnlich zu einem Fahrrad- oder Autorreifen) als luftdichte Hülle das flexible Element durch Befüllen mit Druckluft versteift. Die Hülle wird durch das dehnungssteife Material sofort hart. Für optimale Messergebnisse ist bevorzugt ein Druck nahe dem arteriellen Mitteldruck einzustellen. Dafür wird mindestens eine Kammer der luftdichten Hülle auf- geblasen. Der erforderliche Druck zum Verhärten des flexiblen Elements übersteigt den Systolendruck so weit, dass dadurch - der Systolendruck die luftdichte Hülle nicht verformen kann und damit auch keine Störungen oder Dämpfungen auftreten kön- nen. Durch weiteres Aufblasen mit hohem Druck lässt sich die innere Lage der luftdichten Hülle geringfügig dehnen und damit der auf den Arm des Patienten wirkende Druck erhöhen. So kann auf den arteriellen Mitteldruck (Messdruck) geregelt werden.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird eine konventionelle Blutdruckmanschette als äußere Fixierung (50) verwendet. Eine konventionelle Blutdruckmanschette ist aus dem Stand der Technik hinreichend bekannt. Sie kann an ein Körperteil, bevorzugt an den Oberarm oder das Handgelenk angelegt werden, wobei das Anlegen bevorzugt ein Umwickeln der Manschette um oder das Überstülpen der Manschette über das Körperteil be- zeichnet. Sie wird dann in dieser Position mit Hilfe von angebrachten Klett- und/oder Gurtverschlüssen an das Körperteil fixiert. Durch Befüllen der Manschette mit Luft oder einer Flüssigkeit erhöht sich Ihr Volumen und sie drückt auf das Körperteil. Durch Ablassen von Füllmaterial kann der ausgeüb- te 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 der an dem flexiblen Element angebrachten Drucksensorelemente an die Volumenschwan- kungen der arteriellen Blutgefäße erfolgt.
Eine solche Blutdruckmanschette wird bevorzugt um das flexible Element gelegt, besonders bevorzugt über das flexible E- lement gestülpt. Sie bedeckt dann das flexible Element zumin- dest teilweise. Durch Befüllen der konventionellen Blutdruckmanschette übt die Blutdruckmanschette Druck auf das flexible Element aus, das dann folglich mitsamt der an ihr angebrach- ten Drucksensorelemente an das Körperteil gepresst wird und das Körperteil zusammendrückt.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird beim Versteifen des flexiblen Elements (30) die evakuierte Luft in die äußere Blutdruckmanschette gepumpt.
Bevorzugt besteht mindestens ein Verbindungsschlauch mit bevorzugt mindestens einem Ventil zwischen der konventionellen Blutdruckmanschette und dem flexiblen Element. Besonders bevorzugt ist eine Pumpe zusätzlich zu dem Verbindungsschlauch zwischen dem flexiblen Element und der konventionellen Blutdruckmanschette vorgesehen. Luft aus dem flexiblen Element kann nun in die Blutdruckmanschette gepumpt werden. So wird das flexible Element entleert und damit steif und gleichzeitig wird die Blutdruckmanschette mit Luft befüllt und drückt das flexible Element auf das Körperteil.
Dieses bevorzugte Verfahren hat zwei Vorteile. Erstens kann mit nur einem Aktuator, bevorzugt der Pumpe, sowohl das flexible Element als auch die äußere Fixierung, bevorzugt die konventionelle Blutdruckmanschette, gesteuert werden. Zweitens erfolgt somit das Abpumpen des flexiblen Elements gleichzeitig mit dem Aufpumpen der Blutdruckmanschette, so dass die Ausführungszeit dieser beiden Prozesse in der Summe minimiert ist.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird der systolische, diastolische und mittlere Blutdruck durch Variation des Drucks in der Blutdruckmanschette gemessen.
Der Druck, den die Blutdruckmanschette auf das flexible Element ausübt, kann, wie wenn das flexible Element nicht vorhanden wäre, dazu genutzt werden, mittels bekanntem oszilla- torischen Messprinzip systolischen, diastolischen und mittleren Blutdruck zu messen. Hierfür wird Luft oder eine Flüssigkeit in die konventionelle Blutdruckmanschette gepumpt oder abgelassen. Bevorzugt befindet sich das flexible Element dabei nicht in seinem versteiften Zustand. Die pulsatilen Signale werden bevorzugt über eines der an dem flexiblen Element angebrachten Drucksensorelemente gemessen. Besonders bevor- zugt wird die Messung in Intervallen durchgeführt, die jeweils aus der Variation des Fixierungsgrads der äußeren Fixierung, bevorzugt des Drucks in der konventionellen Manschette, mit anschließendem Versteifen des flexiblen Elements, gefolgt von der Messung pulsatiler Signale durch einen der Drucksensorelemente mit abschließender Überführung des flexiblen Elements zurück in seinen flexiblen Zustand bestehen.
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 diastolische 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 Messprin- zip 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, mittlere und diastolische Blutdruck bestimmt. Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird das flexible Element (30) bei einem arteriellen Druck zwischen dem Mitteldruck und dem diastolischen Druck versteift.
Bevorzugt wird der Druck der äußeren Fixierung so eingestellt, dass die äußere Fixierung einen Druck zwischen dem systolischen und dem diastolischen Druck im pulsatilen Bereich, bevorzugt einen Druck im pulsatilen Bereich, bei dem die größten arteriellen Oszillationen auftreten, ausübt. In diesem Bereich ist die Amplitude der pulsatilen Signale am höchsten und damit am deutlichsten zu detektieren.
Bevorzugt kann hierzu der Druck der äußeren Fixierung auf das flexible Element und damit auf das Körperteil von null beginnend erhöht werden, bis die ersten pulsatilen Signale wahrgenommen werden können — dieser dann herrschende Druck entspricht grob dem diastolischen Druck. Wenn nun weiter der Druck erhöht 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 Druckminderung kein Signal mehr empfangen wird (diastolischer Druck) . Wenn nun ein Wert zwischen diesen beiden zu diesen Zeitpunkten applizierten Drücken verwendet wird, so befindet man sich im pulsatilen Bereich. Die Amplituden sind umso größer, je näher man in der Mitte dieses Bereichs misst, bevorzugt also im Mittelwert zwischen den beiden Drücken, d.h. dem Mitteldruck. Besonders bevorzugt wird nahe unterhalb des Mitteldrucks gemessen. Ganz besonders bevorzugt wird der Druck, bei dem gemessen wird (PmeSs)/ über die Formel
^mess = ^dias + *■ ' 3 ( Psys ~ ^dias ) abgeschätzt, wobei Pgyg der systolische und Pdiaa der diastolische Blutdruck ist. Idealerweise wird Pmeas aber nach Kalibrierung des pulsatilen Signals durch Integration über die Zeit ermittelt.
In diesem Bereich können die maximalen Amplituden der pulsatilen Signale erwartet werden und damit die am besten auszuwertenden Signale. Bei einem Druck in der konventionellen Manschette zwischen dem mittleren Blutdruck und dem diastolischen Blutdruck werden erfahrungsgemäß die größten Amplituden der pulsatilen Signale erwartet. Insbesondere treten die größten Amplituden erfahrungsgemäß nahe unterhalb des mittleren Blutdrucks auf. Durch das Versteifen des flexiblen Elements in diesem Druckbereich erfolgt die hydraulisch optimierte Ankopplung der an dem flexiblen Element angebrachten Drucksensorelemente in einem für die Messung der pulsatilen Signale optimalen Bereich. Bevorzugt werden bei einem in diesem Druckbereich versteiften flexiblen Element die pulsatilen Signale über die Zeit gemessen.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren werden die Versteifung des flexiblen Elements (30) gesteuert und/ oder der Grad der Fixierung (50) durch eine Steuereinrichtung (60) gesteuert und/ oder die Sensorwerte erfasst, insbesondere auch analysiert und/ oder anzeigt und/ oder gespeichert.
Bevorzugt ist es möglich die Versteifung des flexiblen EIe- ments konstant zu halten, bevorzugt über eine Regelung durch die Steuereinheit. Bei Verwendung einer Versteifungseinrichtung, die durch Anlegen eines Vakuums aktiviert wird, kann die Regelung der Versteifung bevorzugt bezüglich der Güte des Vakuums erfolgen. Besonders bevorzugt kann die Versteifung des flexiblen Elements gezielt variiert werden und es kann zwischen dem versteiften Zustand und dem flexiblen Zustand kontinuierlich gewechselt werden. Bevorzugt werden damit festgelegte Messabläufe ermöglicht. Diese Steuerung erfolgt bevorzugt durch die Steuereinheit und kann auch wiederum bezüglich bestimmter Messwerte geregelt werden, beispielsweise der Güte des Vakuums.
Bevorzugt ist es möglich den Grad der Fixierung, den die äußere Fixierung aufweist, konstant zu halten, bevorzugt über eine Regelung durch die Steuereinheit. Der Grad der Fixierung ist eine Funktion des Drucks, den die äußere Fixierung über das flexible Element auf das Körperteil ausübt. Bevorzugt wird daher der Grad der Fixierung aus diesem Druck hergeleitet, der bevorzugt durch ein Drucksensorelement gemessen wird. Besonders bevorzugt ist dieses Drucksensorelement ein bereits am flexiblen Element angebrachtes Drucksensorelement. Die Regelung des Grads der Fixierung erfolgt daher bevorzugt bezüglich des auf das Körperteil ausgeübten Drucks. Besonders bevorzugt kann der Grad der Fixierung gezielt variiert werden. Bevorzugt werden damit festgelegte Messabläufe ermöglicht. Die des Fixierungsgrads Steuerung erfolgt bevorzugt durch die Steuereinheit. Es kann bevorzugt auch eine Regelung des Fixierungsgrads bezüglich bestimmter Messwerte erfolgen, beispielsweise bezüglich des auf das Körperteil ausgeübten Drucks . Die genannten Steuerungen und Regelungen können unabhängig voneinander, bevorzugt in geplanter Abhängigkeit zueinander erfolgen. Bevorzugt erfolgen sie zu bestimmten Zeitpunkten des Verfahrens, besonders bevorzugt während des gesamten Verfahrens .
Die Analyse erfolgt bevorzugt kontinuierlich mit neu eingehenden Messdaten, besonders bevorzugt zu einem oder mehreren Zeitpunkten. Bei der Analyse der gemessenen pulsatilen Signale werden bevorzugt die einzelnen Messwerte in Messwerte zu- sammengefasst, die einem Herzschlag zuzuordnen sind. Darüber hinaus kann auch eine Zuordnung zu einem respiratorischen Zyklus erfolgen. So können dann beispielsweise nach Entfernung von Artefakten Minimum und Maximum der einzelnen Blutdruckschwankungen pro Herzschlag ermittelt werden und die Schwankungen innerhalb mindestens eines Atemzyklus (Respira- tionszyklus) ermittelt werden.
Auf diese Weise ist es möglich, die gewünschten Parameter der Herz-Lungen-Interaktion (HLI) zu bestimmen.
Bei der nicht-invasiven Messung der HLI ist es gemäß der vorliegenden Erfindung bevorzugt vorgesehen, dass die systoli- sehen und diastolischen Blutdruckwerte als Randwerte vorab bestimmt werden und darüber hinaus die Variation dieser Werte, die auf den respiratorischen HLI-Parametern beruhen.
Bevorzugt umfassen die HLI-Parameter die Schlagvolumen- Variation (SW), die Pulsdruck-Variation (PPV) und/ oder die Präejektionsphasen-Variation (PEPV). Als HLI-Parameter können auch weitere auf der HLI beruhende abgeleitete Größen berechnet werden, wie z.B. die respiratorische Schwankungen der Pulswellengeschwindigkeit oder die respiratorische Variationsbreite der Druckanstiegsgeschwindigkeit. Bevorzugt wird die respiratorische Variationsbreite der HLI ermittelt. Dabei werden bevorzugt die Maxima und die nachfolgenden Minima bestimmt— alternativ die Minima und die nachfolgenden Maxima, d.h. die Blutdruckamplitude wird aus dem systolischen und dem vorangehenden diastolischen Druck ermit- telt. Anschließend wird die Amplituden-Variation über den respiratorischen Zyklus als Maß für die Pulsdruckvariation ermittelt. Grundsätzlich sind die an einem nicht-invasiven Drucksensorelement gemessenen Druckschwankungen, die durch die pulsatilen KaliberSchwankungen der Blutgefäße hervorgeru- fen werden, erheblich kleiner als die pulsatilen Druckschwankungen im arteriellen Blutgefäß. HLI-Parameter 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 im arte- riellen 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 zusätz- lieh beispielsweise ein Elektrokardiogramm für die zeitliche Erfassung des Beginns der elektrischen Herzaktivität verwendet werden. Die PEPV als HLI-Parameter kann alternativ auch aus der Zeitdifferenz zwischen einem elektrokardiographischen und einem photoplethysmographischen Signal erfasst werden. 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 bevorzugt empirisch durch statistische Erhebung an einem größeren Patientenkollektiv ermittelt werden. Besonders bevorzugt kann aus einer direkten invasiven und simultanen nicht-invasiven Messung der pulsatilen Signale und der Auswertung dieser Signale dann der Faktor der Dämpfung zurückgerechnet werden. Dieser Faktor kann dann bei den folgenden nicht-invasiven Messungen herangezogen werden, um die gemessenen pulsatilen Signale in die tatsächlichen aktuellen arteriellen Werte umzurechnen.
Die Dämpfung, die zwischen arteriellem „wahren Drucksignal" und dem Drucksignal am Drucksensorelement 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 bestehend aus 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 Cha- rakteristik 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 die Übertragungsfunktion zur exakten Korrektur und Rück- rechnung 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. Das flexible Element befindet sich dabei be- vorzugt in seinem flexiblen Zustand. 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 Pmess = Pdias + 1/3 (Psys - Pdias) bzw. dem durch zeitli- che Integration erhaltenen Pmess). Das flexible Element wird dann versteift, um eine hohe Signalqualität zu gewährleisten.
Auf diese Weise ist es möglich, die gemessenen pulsatilen Signale zu verwenden, um hiermit Pulskonturverfahren zur Ab- Schätzung des Herzzeitvolumens (HZV) oder des Pulskonturschlagvolumens durchzuführen.
Bevorzugt werden Messwerte und analysierte Parameter angezeigt. Die Anzeige kann bevorzugt an einem Bildschirm und/ oder durch Ausdruck an einem angeschlossenen Rechner erfolgen, besonders bevorzugt an einem an der Blutdruckmessvorrichtung angebrachten Anzeigegerät, beispielsweise ein LCD. Die Anzeige von Messwerten und analysierten Parametern ist kontinuierlich ab dem Zeitpunkt ihrer Verfügbarkeit möglich, erfolgt bevorzugt aber erst zu einem bestimmten Zeitpunkt, besonders bevorzugt zu mehreren Zeitpunkten. Bevorzugt werden die für eine spätere Verarbeitung, Analyse, oder Archivierung benötigten Daten, die durch das Verfahren erhoben wurden, gespeichert. Hierzu weist die Steuereinheit bevorzugt mindestens ein Speicherelement auf, das beispiels- weise durch einen angeschlossenen Rechner auslesbar ist. Die Speicherung dieser Daten ist kontinuierlich ab dem Zeitpunkt ihrer Verfügbarkeit möglich, erfolgt bevorzugt aber erst zu einem bestimmten Zeitpunkt, besonders bevorzugt zu mehreren Zeitpunkten.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird zusätzlich die elektrische Impedanz des Körperteils (10) gemessen.
Bevorzugt wird zusätzlich zu den verfahrensgemäßen Messungen die elektrische Impedanz des Körperteils gemessen. Besonders bevorzugt kann aber auch ausschließlich eine Impedanzmessung des Körperteils erfolgen. Dabei werden mindestens eine Anre- gungs- und mindestens eine Detektionselektrode verwendet. Es können bevorzugt mehrere Anregungs- und Detektionselektroden verwendet werden, um die elektrische Impedanz an verschiedenen Stellen des Körperteils zu messen. Die Elektroden sind an der Blutdruckmessvorrichtung angebracht. Bevorzugt sind sie an dem flexiblen Element angebracht, so dass sie Kontakt zur Haut des Körperteils aufweisen. Dieser Kontakt kann bevorzugt durch leitendes Gel verbessert werden. Anregungs- und Detektionselektrode bilden durch den Widerstand der Haut, Unterhaut, Muskeln, Fett, Knochen, Blut etc. einen geschlossenen Stromkreis, in dem ein definierter, für den Körper ungefährlicher Strom, bevorzugt ein Wechselstrom fließt. Durch den bevorzugt separat gemessenen Spannungsabfall zwischen Anregungs- und Detektionselektrode bzw. den Injektionselektroden kann so der ohmsche Widerstand bzw. Wechselstromwiderstand berechnet werden, der durch das Körperteil, bevorzugt durch den Extremitätenzylinder gegeben ist. Dieser variiert mit den arteriellen Pulsationen und korreliert mit dem arteriellen Blutfluss in dem Körperteil, da sich die den Widerstand beeinflussenden Aderquerschnitte und die Menge des Blutes in den Adern mit den Pulsationen ändern. Insbesondere korreliert die Impedanz bzw. deren erste Ableitung mit der pulsatilen Querschnittsänderung der z.B. im Oberarm befindlichen Arterien, besonders der Arteria brachialis. Die Messung der Impe- danz des Körperteils stellt daher weitere Informationen über die pulsatilen Signale zur Verfügung. Diese Informationen werden bevorzugt für eine exaktere Berechnung der HLI- Parameter mit den Messdaten der Drucksensorelemente kombiniert. Die Informationen aus der Impedanzmessung können be- sonders bevorzugt dazu verwendet werden, die Messdaten der an dem flexiblen Element angebrachten Drucksensorelemente korrigierend zu verändern und/ oder vice versa. Die Messung der Impedanz erfolgt bevorzugt kontinuierlich, besonders bevorzugt zu einem oder mehreren Zeitpunkten, besonders bevorzugt alternierend zur Messung der pulsatilen Signale durch ein Drucksensorelemeήt.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird während einer Messung und/ oder danach aus einem oder mehreren der gemesse- nen Druckverläufe die arterielle Kurvenform bestimmt. Hierbei werden bevorzugt übliche Signaltransformationen verwendet.
Bevorzugt werden aus den pulsatilen Signalen Werte für die Durchführung einer Pulskonturmethode abgeleitet. Für die Durchführung einer Pulskonturmethode werden die absoluten
Blutdruckwerte benötigt. Aufgrund der gegenüber den Manschetten zur oszillometrischen Blutdruckessung des Standes der Technik verbesserten Signalqualität, ist eine Art nichtinvasive kontinuierliche Blutdruckmessung möglich, inkl. al- ler weiteren Analysemöglichkeiten wie z.B. Pulskonturverfahren.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird nach einer bestimmten Dauer die Versteifung des flexiblen Elements (30) rückgängig gemacht. Die bestimmte Dauer richtet sich vorrangig nach der Art und dem Ziel der Messungen, sowie der Zeitdauer, während der das flexible Element ohne Schädigung des Körperteils versteift sein darf. Vorzugsweise wird das flexible Element für eine Dauer von mindestens n Respirationszyklen versteift und danach wird die Versteifung wieder rückgängig gemacht, wobei n Element der reellen Zahlen ist, bevorzugt n=l, bevorzugt n=2, besonders bevorzugt n=3 oder größer. Das Rückgängigmachen der Versteifung erfolgt durch Deaktivierung der Versteifungsein- richtung, so dass das flexible Element wieder verformbar wird. Bevorzugt wird das flexible Element wieder plastisch oder elastisch verformbar. Bei Verwendung einer luftdichten Hülle als Versteifungseinrichtung wird die Versteifungseinrichtung durch Zuführen von Luft in die luftdichte Hülle bzw. durch Belüften der luftdichten Hülle deaktiviert. Das Belüften erfolgt über einen oder mehrere Anschlussschläuche. An diesem Anschlussschlauch ist bevorzugt eine Pumpe, besonders bevorzugt ein Druckbehälter, der genügend Druckluft enthält, angeschlossen, so dass das Belüften der luftdichten Hülle rasch erfolgt.
Bei einem weiteren bevorzugten Verfahren wird nach einer bestimmten Dauer die äußere Fixierung (50) gelockert. Die bestimmte Dauer richtet sich vorrangig nach der Art und dem Ziel der Messungen, sowie der Zeitdauer, während der die äußere Fixierung ohne Schädigung des Körperteils Druck auf das flexible Element und somit auf das Körperteil ausüben darf. Bei zu langer Anwendung einer äußeren Fixierung wird Flüssigkeit aus dem Körpergewebe verdrängt. Vorzugsweise übt die äußere Fixierung für eine Dauer von mindestens k Respirationszyklen Druck aus und danach wird sie gelockert wobei k Element der reellen Zahlen ist, bevorzugt ist k=l, bevorzugt k=2, besonders bevorzugt k=3 oder größer.
Die Lockerung der äußeren Fixierung erfolgt durch Lockerung der Zugbänder, sofern sie vorhanden sind, Lockerung etwaig angebrachter .Gurtsysteme, und Entleeren des elastischen Elements, bevorzugt Entleerung der konventionellen Blutdruckmanschette, jeweils sofern die entsprechende Fixierungsform vorhanden ist.
Die Erfindung soll nun anhand von Zeichnungen weiter veranschaulicht werden. Hierbei zeigen:
Fig. Ia einen schematischen Querschnitt einer erfin- dungsgemäßen Blutdruckmessvorrichtung,
Fig. Ib einen schematischen Querschnitt einer erfindungsgemäßen BlutdruckmessVorrichtung in ringförmiger Ausführung und mit einer Blutdruck- manschette als äußere Fixierung.
Fig. 2 Aufsicht auf ein Drucksensorelement, das als
Gelkissen ausgeführt ist, wobei die Impedanzelektroden quer zur Longitudinalrichtung der Extremität zum Liegen kommen,
Fig. 3a ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form einer mit Reiskörnern und Stoff- gewebe und Wollfasern gefüllten luftdichten
Hülle,
Fig. 3b ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen EIe- ments in Form einer mit Plastikgranulat,
Kunststoffnetzen und Baumwollfasern gefüllten luftdichten Hülle,
Fig. 3c ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form eines Papierstapels, Fig. 3d ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form einer mit Styroporkugeln und Fasern gefüllten luftdichten Hülle,
Fig. 4 eine dreidimensionale Zeichnung einer bevorzugten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Blutdruckmessvorrichtung mit Blutdruckmanschette, Gelkissen und Raststreifen,
Fig. 5 ein schematisches Ablaufdiagramm erfindungsgemäßer Verfahren,
Fig. 6 den zeitlichen Verlauf ausgewählter Zustands- großen während einer beispielhaften Anwendung der Blutdruckmessvorrichtung,
Fig. 7 den zeitlichen Verlauf des durch einen Drucksensor gemessenen Druckverlaufs bei Ausführung der Blutdruckmessvorrichtung mit einer äußeren
Fixierung, die das flexible Element nicht vollständig an allen Enden überlappt und
Fig. 8 den zeitlichen Verlauf des durch einen Druck- sensor gemessenen Druckverlaufs bei Ausführung der Blutdruckmessvorrichtung mit einer äußeren Fixierung, die das flexible Element vollständig an allen Enden überlappt.
Figur Ia zeigt einen schematischen Querschnitt einer erfindungsgemäßen Blutdruckmessvorrichtung 20. Sie umfasst ein flexibles Element 30 mit Versteifungseinrichtung 31 und Steuerleitung 36, ein Drucksensorelement 40 mit Sensorkabel 43, einen Raststreifen 51, eine Öse 53, eine Lasche 54 und eine Steuereinrichtung 60. Ein Körperteil 10 ist als Ellipse dargestellt. Das flexible Element 30 ist begrenzt durch eine luftdichte Hülle 32, welche durch eine dicke schwarze Umrandung dargestellt ist. Sie enthält ein Füllmaterial, bestehend aus Styroporkugeln und vernetzten Fasern. Dieses Füllmaterial ist durch eine Schraf- fur (von links oben, nach rechts unten) gekennzeichnet und gleichmäßig in der luftdichten Hülle 32 verteilt und dient als Versteifungseinrichtung 31. Die Formveränderbarkeit ist beispielhaft dadurch dargestellt, dass die Bereiche, die nach Anpassung an das Körperteil 10 ihre Form verändert haben, gestrichelt gezeichnet sind. Ein Anschlussschlauch 36 ist an der luftdichten Hülle 32 bzw. dem flexiblen Element 30 als Steuerleitung für das flexible Element 30 angebracht. Er ist als dicke Linie dargestellt. Das Drucksensorelement 40 ist an dem flexiblen Element angebracht. Es ist an der Oberfläche des flexiblen Elements 30 angebracht, die dem Körperteil 10 zugewandt ist, also der Innenseite. An dem Drucksensorelement ist ein Sensorkabel 43 angebracht. Es ist als dicke Linie gekennzeichnet. Der Raststreifen 51 ist um das flexible EIe- ment 30 angeordnet. In dem gezeigten Querschnitt überlappt der Raststreifen 51 das flexible Element 30 an zwei Seiten. Der Querschnitt zeigt eine Anbringungsvariante des Raststreifens an dem flexiblen Element 30. Der Raststreifen weist eine Öse 52 auf und eine Lasche 53 auf. Diese sind als kleine schwarze Vierecke dargestellt. Das Sensorkabel 43 des Drucksensorelements und der Anschlussschlauch 36 für das flexible Element 36 führen zu einer Steuereinrichtung 60. Die Steuereinrichtung ist als großes Rechteck dargestellt. Beim Anlegen des flexiblen Elements 30 an das Körperteil 10 wird es durch Auflegen der Innenseite an das Körperteil 10 und Aufdrücken auf das Körperteil 10 in eine Form gebracht, die der Oberfläche des Körperteils angepasst ist. Die Innenseite des flexiblen Elements 30, erhält dadurch ein Oberflä- chenprofil, das an bevorzugt jedem Punkt der Oberfläche — bis auf die von einem Drucksensorelement bedeckten Flächen — in direktem Kontakt zu dem Körperteil 10 steht. Das Drucksensor- element 40 steht somit auch in direktem Kontakt zu dem Körperteil 10. Befindet sich das flexible Element 30 in der kör- perteilangepassten Form wird es versteift. Dazu wird Luft aus dem flexiblen Element 30, das hier eine luftdichte Hülle 32 aufweist, über den Anschlussschlauch 36 abgesaugt und die Füllung der luftdichten Hülle 32 wird in sich zusammengedrückt. Dabei wird der Verbund von Styroporkugeln und vernetzten Fasern so ineinander verkeilt, dass er sich nicht mehr in der Form verändern lässt. Damit ist die Form des fle- xiblen Elements nicht mehr veränderbar. Dieser Effekt wird rückgängig gemacht, indem wieder Luft in die luftdichte Hülle 32 zugeführt (Deaktivierung der Versteifungseinrichtung) wird. Die Enden der Raststreifen 51 werden über ein Zugband, das die Öse 52 mit der Lasche 53 verbindet, gegeneinander verschoben, so dass sich das flexible Element 30 enger an das Körperteil 10 legt und auf das Körperteil 10 drückt. Es kann aber auch ohne Zugband gearbeitet werden, indem das eine Ende des Raststreifens (das mit der Öse 53, die dann aber nicht benötigt wird) direkt durch die Lasche 54 geführt wird und dann durch Zug an diesem Ende die Enden des Raststreifens gegeneinander verschoben werden. Der Druck auf das Körperteil 10 wird durch Festziehen, bzw. Lockern der Raststreifen regu- liert.
Das Drucksensorelement 40 wird durch das an das Körperteil 10 gedrückte flexible Element 30 auch an das Körperteil 10 gedrückt und es entsteht eine direkte Kopplung des Drucksensor- elements 40 an das Körperteil 10. Daher können pulsatile Signale der in dem Körperteil befindlichen Blutgefäße gemessen werden. Das Drucksensorelement 40 wandelt diese Signale in elektrische Signale um. Die elektrischen Signale werden dann über das Sensorkabel 43 weitergeleitet.
Die Steuereinheit 60 kontrolliert die Versteifung des flexiblen Elements 30 und erfasst die Messwerte des Drucksensor- elements 40. Durch die Steuereinrichtung 60 werden auf Basis der verfügbaren Sensorwerte Kennzahlen berechnet, wie zum Beispiel HLI-Parameter, insbesondere HZV, SW, PPV, PEPV. Diese verfügbaren Sensorwerte und/ oder berechnete Kennzahlen werden durch die Steuereinheit angezeigt — beispielsweise auf einem LCD (nicht dargestellt) — und/ oder gespeichert. Die Steuereinheit stellt auch alle Daten zum Auslesen durch einen durch Kabel oder Funk verbindbaren Rechner (nicht dargestellt) bereit.
Die dargestellte Vorrichtung erlaubt es, pulsatile Signale mit einem dem Stand der Technik gegenüber erhöhten Signal- Rausch-Verhältnis zu messen. Auf der Basis dieser qualitativ hochwertigeren Signale, können aussagekräftige Kennzahlen be- rechnet werden. Das höhere Signal-Rausch-Verhältnis wird durch die optimierte hydraulische Ankopplung eines oder mehrerer Drucksensorelemente 40 an ein Körperteil 10 möglich. Die hydraulische Ankopplung beruht auf der Möglichkeit, ein flexibles Element 30 durch eine Versteifungseinrichtung 31 versteifen zu können. Dieses flexible Element wird zunächst dem Körperteil 10 angepasst und dann versteift. Die Anpassung an das Körperteil 10 wird durch den Druck des Raststreifens unterstützt 51, so dass das Drucksensorelement 40 an das Körperteil gedrückt wird. Nachdem die Luft aus der luftdichten Hülle 32 evakuiert wurde und somit das flexible Element 30 versteift ist, werden pulsatile Signale nicht mehr durch Absorption in flexiblen Elementen gedämpft und stehen so der Druckmessung im Wesentlichen ungedämpft zur Verfügung. Figur Ib zeigt einen schematischen Querschnitt einer erfindungsgemäßen Blutdruckmessvorrichtung in ringförmiger Ausführung und mit einer Blutdruckmanschette als äußere Fixierung.
Das Körperteil 10 ist schraffiert (von links unten nach rechts oben) dargestellt. Dies ist beispielsweise der menschlichen Oberarm. Das flexible Element 30 hat eine ringförmige Gestalt und weißt eine luftdichte Hülle auf. Diese ist mit Styroporkugeln und vernetzten Fasern gleichmäßig gefüllt.
Diese versteifbare Füllung ist als Schraffur (von links oben nach rechts unten) abstrahiert und stellt die Versteifungseinrichtung 31 des flexiblen Elements 30 dar. Ein Drucksen- sorelement 40 ist an der dem Körperteil 10 zugewandten Seite des flexiblen Elements angebracht. In diesem schematischen Querschnitt ist die Anbringung des Drucksensorelements 40 an das flexible Element gezeigt, durch welche das Drucksensorelement mit einer der Oberflächen des flexiblen Elements bün- dig abschließt. Eine Blutdruckmanschette als äußere Fixierung 50 ist hier in ringförmiger Ausführung dargestellt. Der Durchmesser ist größer als der des flexiblen Elements 30, denn sie ist außen angebracht. Sie verfügt über einen Anschlussschlauch 52 als Steuerleitung, über welchen Luft oder ein Fluid in die Manschette gefüllt und aus der Manschette abgelassen wird. Die restlichen gezeichneten Komponenten entsprechen denen aus Fig. Ia.
Die Anbringung des flexiblen Elements 31 und der Blutdruck- manschette erfolgt durch Überstülpen über das Körperteil 10. Über die Steuerleitung 52 kann der Grad der äußeren Fixierung, also der Druck, den die Blutdruckmanschette 50 auf das Körperteil 10 ausübt, eingestellt werden. Gas oder Flüssigkeit wird in das elastische Element eingefüllt (Druck auf das Körperteil wird erhöht) oder aus dem elastischen Element abgelassen (Druck auf das Körperteil wird vermindert).
Der Vorteil der ringförmigen Ausführungsform ist ein schnelleres Anlegen der BlutdruckmessVorrichtung and das Körper- teil. Allerdings ist man hier auf Körperteile beschränkt, die ein Überstülpen des flexiblen Elements 30 erlauben. Zudem muss der Durchmesser des vom flexiblen Element gebildeten Hohlzylinders an das Körperteil grob angepasst sein. Die Verwendung der Blutdruckmanschette ermöglicht eine Variation des Drucks auf das Körperteil, so dass Blutdruck einfach gemessen werden kann. Figur 2 ist eine Aufsicht auf ein Drucksensorelement, das als Gelkissen ausgeführt ist.
Das Gelkissen 44 ist als abgerundetes Viereck dargestellt. Das Gelkissen ist mit einem Fluid gefüllt. Die Aufsicht geht von dem Spezialfall eines transparenten Gelkissens aus, das mit transparentem Fluid gefüllt ist. So sind Elemente innerhalb des Gelkissens in der Aufsicht sichtbar. Der in dem Gelkissen 44 eingebettete Drucksensor 41 ist als Viereck in der Mitte des Gelkissens gezeichnet. Der Drucksensor befindet sich im Mittelpunkt des Gelkissens.
In dieser Aufsicht sind auch weitere Sensoren 42 eingezeichnet. Sie sind als dunkle Balken abstrahiert. Die weiteren Sensoren sind Elektroden zur Impedanzmessung. Dabei ist mindestens eine Elektrode als Anregungselektrode und mindestens eine Elektrode als Detektionselektrode vorgesehen.
Die vom Drucksensor 41 und den weiteren Sensoren 42 erzeugten elektrischen Signale werden über das Sensorkabel 43 weitergeleitet.
Das Gelkissen 44 mit den integrierten Sensoren 41, 42 stellt ein Drucksensorelement dar, das bevorzugt an der Innenseite des flexiblen Elements 30 angebracht wird. Daher wird es beim Anlegen des flexiblen Elements 30 auf das Körperteil 10 gedrückt. Der Kontakt, der dabei entsteht, koppelt den in dem Gelkissen 44 befindlichen Drucksensor hydraulisch an das Körpergewebe. Druckoszillationen in einem in dem Körperteil 10 vorhandenen Blutgefäß werden somit über das in dem Gelkissen 44 befindliche Fluid auf den Drucksensor 41 übertragen. Durch die im Vergleich zur Oberfläche des Drucksensors 41 größere Kontaktfläche des Gelkissens 44 zum Körperteil 10 sind die Amplituden der am Drucksensor 41 gemessenen Oszilla- tionen höher als bei direktem Aufliegen des Drucksensors 41 auf dem Körperteil. Die weiteren am Gelkissen 44 angebrachten Sensoren 42 sind für eine Impedanzmessung ausgelegt. So können über den Hautwiderstand auch pulsatile Signale gemessen werden, da sich der Hautwiderstand mit dem sich durch den Puls ändernden A- derquerschnitt der Blutgefäße ändert. Auch diese Messung findet bevorzugt am Gelkissen 44 statt, da einerseits die direkte Druckmessung mit Hilfe des Drucksensors 41 und die Impedanzmessung aufgrund der örtlichen Übereinstimmung besser miteinander korreliert werden können und andererseits das Gelkissen 44 einen guten Kontakt zum Körperteil gewährleistet.
Die Ausgestaltung eines Drucksensorelements als sensorbestücktes Gelkissen bietet daher vielfältige Messvarianten mit gleichzeitig gutem Kontakt zum Körperteil.
Figur 3a zeigt ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form einer mit Reiskörnern und Stoffgewebe und Wollfasern gefüll- ten luftdichten Hülle.
Ein Ausschnitt der luftdichten Hülle 32 ist durch eine dicke schwarze Begrenzungslinie jeweils nach oben und unten angedeutet. In dieser Ausführungsform sind in der Füllung der luftdichten Hülle 32 Elemente aus nicht komprimierbarem Material, also im Wesentlichen inkompressible Elemente 331 enthalten. Diese sind als Kreise bzw. Ellipsen gekennzeichnet. Es handelt sich hier um Reiskörner. Eine dünne gepunktete Linie stellt ein Stoffgewebe 342 als weitere Komponente des Füllmaterials dar. Wollfasern 341 sind als schwarze, gebogene, ineinander verhakte kurze Linien dargestellt. Auch sie sind Teil der Füllung.
In dieser Ausführung liegt ein Schichtaufbau der Füllung vor, Die Reiskörner 331 sind in Lagen von Wollfasern 341 und
Stoffgewebe 342 eingebettet. Durch Evakuieren der in der luftdichten Hülle 32 befindlichen Luft werden die komprimier- baren Teile der Füllung komprimiert. Die Reiskörner werden nicht komprimiert sondern pressen sich aneinander und verkeilen sich in den anliegenden Schichten. Damit wird die luft- dichte Hülle 32 nicht mehr eindrückbar.
Durch Evakuierung der luftdichten Hülle kann daher eine hohe Endfestigkeit erreicht werden. Je höher die Endfestigkeit umso günstiger wird das Signal-Rausch Verhältnis.
Figur 3b zeigt ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form einer mit Plastikgranulat, Kunststoffnetzen und Baumwollfasern gefüllten luftdichten Hülle.
Der Unterschied zur vorigen Figur ist, dass das Füllmaterial nun aus im Wesentlichen inkompressiblem Plastikgranulat 331, Kunststoffnetzen 343 sowie Baumwollfasern 341 besteht. Zudem ist die Schichtung der Füllstoffe in einer anderen Reihenfol- ge erfolgt.
Die Verwendung von Plastikgranulat ist eine kostengünstige Möglichkeit der Füllung. Zudem kann man bei der Herstellung die Größe des Plastikgranulats auf die Dimensionen des anzu- passenden Körperteils abstimmen.
Figur 3c zeigt ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form eines Papierstapels.
Die Figur zeigt einen Stapel Papier aus mehreren übereinander gelegten Blättern 311.
Im nicht gebogenen Zustand ist dieser Stapel flexibel. Wird er jedoch innen in eine konventionelle Blutdruckmanschette eingelegt und um beispielsweise den Oberarm mit der Blutdruckmanschette gewickelt, so wirkt der Stapel Papier ver- steifend. Er lässt sich durch die PulsSchwankungen des Arms dann nicht mehr eindrücken. Praktisch handelt es sich um eine auf der Innenseite mit mehreren Lagen Papier versehenen Blutdruckmanschette. Ein zwischen dem Arm und dem Stapel Papier befindliches Druckelement kann so Signale von hervorragender Signalqualität messen. Der Papierstapel kann auch in einer Hülle geschützt liegen.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel kann auch die luft- dichte Hülle mit mehreren Lagen aus Papier oder aus einem ähnlichen Material gefüllt sein. Dadurch dass die Lagen Papier nahezu ohne Zwischenraum aufeinanderliegen, ist die Hülle bereits ohne eine Evakuierung bereits sehr Druckfest und bietet gute Eigenschaften für eine Blutdruckmessung. Wird nun die luftdichte Hülle zusätzlich noch evakuiert, bilden die Lagen Papier einen festen Verbund dessen Steifigkeit weiter zunimmt .
Figur 3d zeigt ein Schema einer bevorzugten Ausführungsform der Versteifungseinrichtung des flexiblen Elements in Form einer mit Styroporkugeln und Fasern gefüllten luftdichten Hülle. Ein Ausschnitt der luftdichten Hülle 32 ist durch eine dicke schwarze Begrenzungslinie jeweils nach oben und unten angedeutet.
Die Styroporkugeln 33 sind als schwarz umrandete Kreise dar- gestellt. Sie weisen verschiedene Radien auf.
Die Fasern 34 sind als teilweise gekräuselte Linien gezeichnet. Die Anordnung der Fasern ist eine zufällige Vernetzung. Klebstofftröpfchen 35 sind an einigen Vernetzungspunkten angebracht. Diese sind als schwarze Kreise gekennzeichnet. Das Gemisch aus den Komponenten 33-35 befindet sich in der luftdichten Hülle. Die Styroporkugeln 33 sind gleichmäßig in der fliesartigen Vernetzung der Fasern 34 mit den Klebstofftröpfchen 35 verteilt. Luft befindet sich zwischen den ein- zelnen Elementen des Gemischs. Die luftdichte Hülle 32 ist aus einem Material, das bevorzugt flexibel und luftundurchlässig ist. Befindet sich Luft in der luftdichten Hülle 32 und zwischen den Styroporkugeln 33, lässt sich die luftdichte Hülle 32 mitsamt des Gemisches verformen.
Wird die Luft aus der luftdichten Hülle 32 evakuiert, so zieht sich die luftdichte Hülle 32 zusammen und drückt das in ihr befindliche Gemisch zusammen. Die Styroporkugeln 33 und die Fasern 34 legen sich eng aneinander und verkeilen sich. Aufgrund der hohen Haftreibung, die zwischen den einzelnen Elementen durch den gegenseitigen Druck entsteht, lässt sich das Gemisch nicht mehr verformen und wird steif. Daher wird auch die luftdichte Hülle 32 steif. Das flexible Element 30 wird auch versteift, da die luftdichte Hülle 32 die in das flexible Element 30 integrierte Versteifungseinrichtung darstellt.
Sobald wieder Luft in die luftdichte Hülle 32 eingelassen wird, kann die luftdichte Hülle 32 — und damit das flexible Element 30 — wieder verformt werden.
Die hier gezeigte, mit Styroporkugeln 33 und mit bevorzugt durch Klebstofftröpfchen 35 vernetzten Fasern 34 gefüllte luftdichte Hülle 32 stellt eine Versteifungseinrichtung dar. Sie lässt sich beispielsweise über einen Anschlussschlauch aktivieren (evakuieren der Luft in der luftdichten Hülle) und auch wieder deaktivieren (einlassen von Luft in die luftdichte Hülle). Sie ist geeignet, das flexible Element 30 zu versteifen und wieder in einen flexiblen Zustand zu überführen. Figur 4 zeigt eine dreidimensionale Zeichnung einer bevorzugten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Blutdruckmessvorrichtung mit Blutdruckmanschette, Gelkissen und Raststreifen. Ein Gelkissen 44 ist als Drucksensorelement an dem flexiblen Element 30 angebracht. Ein Sensorkabel 43 und eine Steuerleitung für das flexible Element 36 werden aus der Vorrichtung herausgeführt.
Eine Blutdruckmanschette ist als äußere Fixierung 50 um das flexible Element 30 angebracht, welche eine Fixierung des flexiblen Elements 30 an ein Körperteil ermöglicht.
Ein innerer bzw. äußerer Raststreifen 51, mit einer Öse 52 bzw. einer Lasche 53 sind zudem an dem flexiblen Element 30 bzw. an der äußeren Fixierung angebracht. Beim Anlegen wird das Körperteil 10 mit dem Verbund aus flexiblem Element 30, Gelkissen 44 Blutdruckmanschette 50 und Rastreifen 51 umwickelt, so dass sich das flexible Element 30 dem Körperteil 10 anpasst, und es wird durch die Manschette 50 und/ oder die Raststreifen 51 fixiert. Bevorzugt wird der Druck, den die äußere Fixierung 50 und/ oder die Raststreifen 51 auf das Körperteil ausüben, gezielt variiert, so dass verschiedenste Messungen pulsatiler Signale durchgeführt werden können. Durch das Versteifen des flexiblen Elements 30 erhält das Körperteil eine starre Umschalung und das Druck- sensorelement 40 ist rigide an das Körperteil gekoppelt. Diese Kopplung ist hydraulisch sehr vorteilhaft, da Energie der pulsatilen Signale nicht an das im versteiften Zustand befindliche flexible Element 30 weitergegeben wird und somit nicht für die Messung verloren geht.
Figur 5 zeigt ein schematisches Ablaufdiagramm erfindungsgemäßer Verfahren.
Das Diagramm besteht aus beschrifteten Blöcken und Pfeilen. Die Blöcke bezeichnen Verfahrensschritte. Die zeitliche Abhängigkeit von Verfahrenschritten relativ zueinander ist, wenn maßgeblich, durch Pfeile angegeben. Dabei ist ein Ver- fahrensschritt, der nach einem anderen Verfahrensschritt ausgeführt wird, durch einen Pfeil verbunden, der zu dem späteren Verfahrensschritt zeigt. Verfahrenschritte ohne Pfeilverbindungen haben keine zwingende zeitliche Abhängigkeit zu an- deren Verfahrensschritte. Die eingezeichnete Abszisse kann dementsprechend als Zeitachse angesehen werden. Blöcke, die mindestens eine gemeinsame, vertikale Schnittachse aufweisen, sind in dem Überschneidungsbereich parallel ausführbar. Sind Blöcke genau untereinander angeordnet, so können die entspre- chenden Verfahrensschritte gleichzeitig oder in beliebiger Reihenfolge zueinander ausgeführt werden. Die Blöcke sind so angeordnet, dass ein Verfahrensablauf von links beginnend nach rechts durchlaufen wird. Pfeile, die entgegen der normalen Zeitrichtung eingezeichnet sind, bedeuten keineswegs eine Umkehr der Zeit oder ein Zurückgehen in die Vergangenheit.
Diese Pfeile deuten an, dass in bevorzugten Verfahren einzelne Schritte mehrfach ausgeführt werden können oder dass ein ganzer Abschnitt des Verfahrens wiederholbar ist. Diese Pfeile sind daher gestrichelt dargestellt. Erstreckt sich ein Block über einen längeren Bereich der Zeitachse, so bedeutet dies, dass der entsprechende Verfahrensschritt bevorzugt in dem abgedeckten Zeitraum ausgeführt wird, beginnend von dem Zeitpunkt, der durch die linke Begrenzung des Blocks angedeutet ist. Die durch die einzelnen Verfahrensschritte abgedeck- ten Zeiträume sind nicht maßstäblich gezeichnet. Das Diagramm gibt keine Information über die wirklichen Ausführungszeiten, oder die relative Länge der Ausführungszeiten einzelner Verfahrensschritte zueinander, sondern visualisiert die zeitliche Reihenfolge bzw. Abfolge und die Parallelität der erfin- dungsgemäßen Verfahrensschritte.
Das erfindungsgemäße Verfahren beginnt mit dem Anlegen des flexiblem Elements 30 an das für die Messung bestimmte Körperteil 10. Dabei wird das flexible Element 30 so angelegt, dass es sich an das Körperteil 10 anpasst. Dies ist durch die Verformbarkeit des flexiblen Elements 30 möglich, die es aufweist, solange die Versteifungseinrichtung 31 des flexiblen Elements 30 nicht aktiviert ist. Durch das körperteilange- passte Anlegen des flexiblen Elements 30 werden auch die an der dem Körperteil 10 zugewandten Seite des flexiblen Elements 30 angebrachten Drucksensorelemente 40 an das Körper- teil 10 angepasst. Dieser Verfahrensschritt ist durch den Block „Anlegen von 30" gekennzeichnet.
Der zweite Schritt des erfindungsgemäßen Verfahrens ist dann das Aktivieren der Versteifungseinrichtung 31 bzw. das Ver- steifen des flexiblen Elements 30. Das flexible Element 30 ist dann nicht mehr verformbar. Es kann so keine Druckschwankungen in sich aufnehmen oder weitergeben. Dieser Verfahrensschritt ist durch den Block „Aktivierung von 31" gekennzeichnet.
Der dritte Schritt des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht dann im Messen der pulsatilen Signale über einen bestimmten Zeitraum. Die am flexiblen Element 30 angebrachten Drucksensorelemente 40 sind hydraulisch optimiert mit dem Körper- teil 10 verbunden, denn das flexible Element 30 bildet eine starre äußere Hülle um die angebrachten Drucksensorelement 40, so dass sich vom Körperteil 10 ausgehende Druckschwankungen nicht in weitere Komponenten der Blutdruckmessvorrichtung fortpflanzen und somit keine Energie verlieren, die dann nicht mehr in das durch das jeweilige Drucksensorelement 40 gemessene Signal mit einfließen könnte. Der Messzeitraum umfasst dabei z.B. drei respiratorische. Zyklen. Die Druckschwankungen werden durch die an dem flexiblen Element 30 angebrachten Drucksensorelemente 40 in elektrische Signale umgewandelt. Dieser Verfahrensschritt ist durch den Block „Messung pulsatiler Signale" gekennzeichnet.
In einem dritten Schritt wird die Versteifungseinrichtung 31 des flexiblen Elements 30 wieder deaktiviert. Bei einer mit Styroporkugeln 33 und vernetzten Fasern 34 gefüllten luftdichten Hülle 32 erfolgt die Deaktivierung durch Belüften der luftdichten Hülle 32. Dieser Verfahrensschritt ist durch den Block „Deaktivierung von 31" gekennzeichnet.
Der Verfahrensblock „Anlegen von 50" deutet an, dass ein be- vorzugtes weiteres Verfahren zusätzlich den Verfahrenschritt des Anlegens einer äußeren Fixierung 50 um das flexible Element 30 enthält. Dies erfolgt bevorzugt nach dem Anlegen des flexiblen Elements 30 an das Körperteil 10, wie im Diagramm dargestellt. Mit dem Anlegen der äußeren Fixierung 50 wird auch der Fixierungsgrad der äußeren Fixierung gezielt eingestellt. Bevorzugt wird der Fixierungsgrad so eingestellt, dass die äußere Fixierung 50 über das flexible Element 30 einen Druck auf das Körperteil 10 ausübt, der im pulsatilen Bereich liegt, also zwischen dem systolischen und dem diastoli- sehen Blutdruck. Damit wird bevorzugt durch den darauf folgenden Verfahrensschritt das flexible Element im pulsatilen Bereich versteift.
Der Verfahrensblock „Lockerung von 50" deutet an, dass bei Verwendung einer äußeren Fixierung 50 die äußere Fixierung 50 nach der Messung wieder gelockert wird. Dies verhindert eine Schädigung des Körperteils 10.
Der Verfahrensblock „Messung sys., dias., mittl. Blutdruck" deutet an, dass bei einem weiteren bevorzugten Verfahren systolischer und/ oder diastolischer und/ oder mittlerer Blutdruck gemessen wird. Diese Messung findet dann statt, wenn sich das flexible Element 30 noch nicht in dem versteiften Zustand befindet, so wie im Diagramm angegeben. Durch die äußere Fixierung 50 kann der auf das Körperteil 10 wirkende Druck dabei gezielt variiert werden, so dass eine oszillatorische Messung der genannten Drücke erfolgen kann.
Der breite Verfahrensblock „Steuerung/ Regelung" deutet an, dass bei weiteren bevorzugten Verfahren ab dem Zeitpunkt, an dem das flexible Element 30 angelegt ist, eine Steuerung und/ oder Regelung der Versteifungseinrichtung 31 und/ oder des Fixierungsgrads der äußeren Fixierung 51 zu jedem nachfolgendem Zeitpunkt oder nur zeitweise stattfindet.
Der breite Verfahrensblock „Impedanzmessung" deutet an, dass bei einem weiteren bevorzugten Verfahren ab dem Zeitpunkt, an dem das flexible Element 30 angelegt ist, die Messung des Gewebewiderstands vorgesehen ist. Die Messung der Impedanz erfolgt bevorzugt zu einem oder mehreren Zeitpunkten, besonders bevorzugt alternierend zur Messung der pulsatilen Signale durch ein Drucksensorelement. In einem bevorzugten Verfahren wird beispielsweise der Blutfluss über eine Impedanzmessung über drei Minuten durchgeführt. Hierbei wird durch die Blutdruckmessvorrichtung im Wesentlichen kein Druck auf das Köperteil ausgeübt. Das Blut kann im Wesentlichen ungehindert fließen. Dann werden über eine Minute pulsatile Signale über den Drucksensor gemessen. Dabei wird durch die äußere Fixierung ein für die Messung interessanter Druckbereich eingestellt. Der Blutfluss wird interpoliert. Anschließend erfolgt wiederum eine Messung des Blutflusses über die Impedanzmes- sung, wobei die Blutdruckmessvorrichtung wiederum im Wesentlichen keinen Druck auf das Körperteil ausübt.
Der breite Verfahrensblock „Analyse" deutet an, dass bei einem weiteren bevorzugten Verfahren ab dem Zeitpunkt, an dem das flexible Element 30 angelegt ist, eine Analyse der gemessen Daten vorgesehen ist. Die Analyse erfolgt besonders bevorzugt zu einem oder mehreren Zeitpunkten. Es kann beispielsweise die Schlagvolumenvariation (SW) kontinuierlich aus der pulsatilen Blutflussmessung (per Impedanz) berechnet werden. Die PPV, das Schlagvolumen (SV), Herzrate (HR), Herzzeitvolumen (HZV = HR x SV), dP/dtmax sowie weitere Parameter können aus der Druckmessung und Pulskontur berechnet werden.
Der breite Verfahrensblock „Anzeige/ Speicherung" deutet an, dass bei einem weiteren bevorzugten Verfahren verfügbare Signale und/ oder Parameter angezeigt und/ oder gespeichert werden. Dies ist kontinuierlich ab dem Zeitpunkt ihrer Verfüg- barkeit möglich, erfolgt bevorzugt aber erst zu einem bestimmten Zeitpunkt, besonders bevorzugt zu mehreren Zeitpunkten. Die Verfahren können in Teilen auch wiederholt ausführt werden. So ist es möglich, nach der Deaktivierung der Versteifungseinrichtung 31 und — wenn eine äußere Fixierung 50 verwendet wird — bevorzugt nach der Lockerung der äußeren Fixierung 50 mit dem Versteifen des flexiblen Elements 30 oder mit der oszillatorischen Blutdruckmessung fortzufahren. Die gestrichelten Rückwärtspfeile geben hierbei die bevorzugten Ablaufpfade an.
Durch das Diagramm in Fig. 5 wird anschaulich dargestellt, in welcher Weise die verschiedenen Verfahrensschritte im Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens und im Ablauf weiterer erfindungsgemäßer Verfahren zusammenhängen.
Figur 6 zeigt den zeitlichen Verlauf ausgewählter Zustands- großen während einer beispielhaften Anwendung der Blutdruck- messvorrichtung.
Es sind vier Koordinatensysteme eingezeichnet. Die x-Achse ist jeweils die Zeit t. Das oberste zeigt den Verlauf des Luftdrucks PFlex in dem flexiblen Element 30 relativ zum atmosphärischen Umgebungsdruck PAtmo. Das zweite Diagramm von oben zeigt den Druck PFix der äußeren Fixierung 50 auf das flexible Element 30 und damit das Körperteil 10 relativ zu den Werten des systolischen bzw. diastolischen Blutdrucks PDias bzw. PSys. Das dritte Achsensystem von oben zeigt den Verlauf von
I P Mess I• Dies ist der über mindestens einen respiratorischen Atemzyklus gemittelte Betrag der Amplitude des durch das Drucksensorelement 40 gemessenen Drucks. Das unterste Diagramm zeigt den Verlauf eines Steuersignals SFlex zur Aktivie- rung der Versteifungseinrichtung 31. Über dieses Signal wird beispielsweise eine Pumpe gesteuert. Der Wert 0 bedeutet „aus" der Wert 1 bedeutet „an". Zu Beginn wird der systolische, diastolische und der mittlere Blutdruck ermittelt. Hierzu wird PFlx erhöht. Ab dem Zeitpunkt tj werden pulsatile Signale durch das Drucksensorelement ge- messen, so dass auch |PMess| steigt. Bei einem Zeitpunkt t2, an welchem PFlx den Wert des Blutmitteldrucks durchwandert, weist lP Messl ei-n lokales Maximum auf. Zum Zeitpunkt t3 überschreitet PFlJt den Wert des systolischen Blutdrucks und | PMegg | ist wiederum 0. Wird PF1X wieder verringert, treten pulsatile Signale und damit
Figure imgf000059_0001
zwischen den Zeitpunkten t4 und t6 auf, mit einem lokalen Maximum von |PMeSs| bei t5. Aus diesem Messverlauf kann der systolische, diastolische und mittlere Blutdruck ermittelt werden. Danach wird PFlx vom Zeitpunkt t7 zum Zeitpunkt t8 erhöht, so dass ab t8 der Druck PFlx auf einen Wert nahe dem mittleren Blutdruck eingestellt ist. |PMess| stellt sich auf einen Wert ein, der gleich oder kleiner des Wertes der bereits erreichten lokalen Maxima zur Zeit t2 und t5 ist. Zum Zeitpunkt t9 wird das Steuersignal SFlex von 0 auf 1 erhöht, d.h. das flexible Element 30 wird versteift. Der Übergang in den versteiften Zustand dauert von t9 bis t10 an. In dieser Zeit wird Luft aus dem flexiblen Element evakuiert. Der Druck in dem flexiblen Element PFlex fällt unter den ümge- bungsdruck PAtmo. Mit dem Fortschreiten des Evakuierens wird die hydraulische Kopplung des Drucksensorelements 40 an das Körperteil 10 verbessert, so dass die Signalqualität steigt — und damit auch |PMess| über einen Wert der zuvor erreichten lokalen Maxima, d.h. dass das Signal-Rausch-Verhältnis verbessert wird. Zum Zeitpunkt t10 hat PFlex einen vorbestimmten niedrigen Wert erreicht und die Pumpe wird ausgeschaltet, d.h. SFlex wird von 1 auf 0 gesetzt, und das flexible Element wird durch ein Ventil abgedichtet. Zwischen t10 und tn werden die pulsatilen Signale dann mit sehr guter Signalqualität gemessen. Zum Zeitpunkt tn wird die äußere Fixierung 50 wieder gelockert und das flexible Element 30 durch Öffnen des ent- sprechenden Ventils wieder belüftet, so dass die Werte von PFlex, PF1X und |PMegs| bis zum Zeitpunkt t12 wieder in ihren Anfangszustand zurückwandern. Figur 7 zeigt den zeitlichen Verlauf des durch einen Druck- sensor gemessenen Druckverlaufs bei Ausführung der Blutdruck- messVorrichtung mit einer äußeren Fixierung, die das flexible Element nicht vollständig an allen Enden überlappt.
Das flexible Element besteht in dieser Ausführung aus einer mit einem Papierstapel von 40 Blatt Papier mit 80 g/m2 gefüllten, evakuierbaren, luftdichten Hülle. Dieses flexible Element liegt in einer konventionellen Blutdruckmanschette und ist mit dieser um den Oberarm gewickelt. Die Blutdruckmanschette überlappt jedoch nicht das flexible Element in Längsrichtung des Arms, sondern das flexible Element steht aus der Blutdruckmanschette hervor. Ein YoYo-Drucksensor (TM der Firma UP-Med) liegt als Drucksensorelement zwischen dem flexiblen Element und der Haut.
In dieser Figur sind nun zwei Graphen gezeigt. Der untere Graph beschreibt den mit einem elektronischen High-Fidelity- Drucksensor (in diesem Fall ein YoYo-Drucksensor, TM der Firma UP-Med) gemessenen Druckverlauf bei belüfteter luftdichter Hülle und der obere Graph den Druckverlauf bei evakuierter luftdichter Hülle. Man sieht deutlich den Verlauf des Pulsschlags. Die untere Kurve (belüftete Hülle) zeigt abgerissene Peaks und Störungen im Signal. Der obere Signalverlauf (evakuierte Hülle) weist diese Störungen nicht mehr so deutlich auf. Generell ist das Signal beider Graphen aber ein wenig verwaschen, denn die Nebenpeaks sind nicht sehr deutlich zu erkennen.
Figur 8 zeigt den zeitlichen Verlauf des durch einen Drucksensor gemessenen Druckverlaufs bei Ausführung der Blutdruckmessvorrichtung mit einer äußeren Fixierung, die das flexible Element vollständig an allen Enden überlappt.
Der Unterschied in der Ausführung der Blutdruckmessvorrichtung zu der in der vorigen Figur genannten Blutdruckmessvor- richtung ist, dass nun die konventionelle Manschette, den in der luftdichten Hülle befindlichen Papierstapel komplett ü- berdeckt. Auch hier sieht man in zwei Graphen die gemessenen Drucksignale für den Fall einer evakuierten Hülle (oben) und einer belüfteten Hülle (unten). Es fällt auf, dass mit dieser Ausführungsform qualitativ sehr hochwertige Signale gemessen werden. Der Unterschied zwischen der evakuierten luftdichten Hülle und der belüfteten ist nicht mehr sehr groß. Jedoch sind die Nebenpeaks im oberen Graphen (evakuierte Hülle) deutlicher zu erkennen. Die bereits sehr hohe Signalqualität bei nicht evakuierter Hülle steht mit dem schon im nicht evakuierten Zustand sehr druckfesten Stapel Papier in Verbin- düng.
Bezugszeichenliste
Figure imgf000062_0001

Claims

Patentansprüche
1. Blutdruckmessvorrichtung (20) umfassend ein flexibles Element (30), das eingerichtet ist, ein Körperteil (10) zumindest teilweise zu umgeben
dadurch gekennzeichnet, dass
an dem flexiblen Element (30) mindestens ein Drucksensorelement (40) angebracht ist und das flexible Element (30) eine Versteifungseinrichtung (31) aufweist, durch die das flexible Element (30) versteifbar ist.
2. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, dass
das Drucksensorelement (40) ein in ein Gelkissen (44) eingebetteter Drucksensor (41) ist.
3. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
zusätzlich weitere Sensoren vorgesehen sind, insbesondere eine Sensoreinrichtung zur Messung der Impedanz und/ oder Elektroden (42).
4. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
eine äußere Fixierung (50) vorgesehen ist, die zumindest teilweise um das flexible Element (30) angeordnet ist/ anordenbar ist.
5. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
das Drucksensorelement (40) ein Sensor oder eine Kombi- nation von Sensoren aus der Menge folgender Sensoren ist: Elektroden (42) zur Impedanz- und/ oder Potentialmessung, photoelektrische Sensoren, kapazitive Sensoren, Beschleunigungssensoren.
6. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Versteifungseinrichtung (31) mindestens eine luftdichte Hülle (32) mit mindestens einem Anschlussschlauch (36) aufweist.
7. BlutdruckmessVorrichtung (20) nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet, dass
die luftdichte Hülle (32) im Wesentlichen inkompressible Elemente (331) aufweist, deren Volumen sich in einem Vakuum um weniger als 50% gegenüber dem Volumen bei Atmo- sphärendruck ändert.
8. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der Ansprüche 6 bis 7 ,
dadurch gekennzeichnet, dass
die luftdichte Hülle (32) vernetzte Fasern (34) aufweist.
9. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der Ansprüche 6 bis 8,
dadurch gekennzeichnet, dass
die luftdichte Hülle (32) Styroporkugeln (33).
10. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Versteifungseinrichtung (31) einen Stapel von Blättern aus Papier (311) oder aus einem ähnlichen Material aufweist.
11. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass die Blutdruckmessvorrichtung (20) mindestens einen Raststreifen (51) aufweist.
12. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
eine Steuereinrichtung (60) zur Steuerung der Versteifungseinrichtung (31) vorgesehen ist.
13. Blutdruckmessvorrichtung (20) nach einem oder mehreren der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
eine Analyseeinrichtung zur Analyse und/ oder Anzeige und/ oder Speicherung von Messdaten vorgesehen ist.
14. Verfahren zur Blutdruckmessung eines Lebewesens umfassend die Schritte:
Anlegen eines flexiblen Elements (30) mit einem Druck- sensorelement (40) an ein für die Messung relevantes
Körperteil (10) , so dass das flexible Element (30) eine körperteilangepasste Form einnimmt,
Versteifen des flexiblen Elements (30) in der körpertei- langepassten Form,
Messung des Drucksignals über einen bestimmten Zeitraum während sich das flexible Element (30) in dem versteiften Zustand befindet,
Überführung des Zustands des flexiblen Elements (30) zurück in den flexiblen Zustand.
15. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
eine äußere Fixierung (50) über das flexible Element (30) angebracht wird.
16. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet/ dass
das flexible Element (30) inkompressibel versteift wird.
17. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
das flexible Element (30) durch Evakuieren der in ihm befindlichen Luft versteift wird.
18. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 16,
dadurch gekennzeichnet, dass
das flexible Element (30) durch Befüllen mit Druckluft versteift wird.
19. Verfahren nach einem oder mehreren der Ansprüche 15 bis 18,
dadurch gekennzeichnet, dass
eine konventionelle Blutdruckmanschette als äußere Fixierung (50) verwendet wird.
20. Verfahren nach Anspruch 17 und 19,
dadurch gekennzeichnet, dass
beim Versteifen des flexiblen Elements (30) die evakuierte Luft in die äußere Blutdruckmanschette gepumpt wird.
21. Verfahren nach Anspruch 19 oder 20,
dadurch gekennzeichnet, dass
der systolische, diastolische und mittlere Blutdruck durch Variation des Drucks in der Blutdruckmanschette gemessen wird.
22. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
das flexible Element (30) bei einem arteriellen Druck zwischen dem Mitteldruck und dem diastolischen Druck versteift wird.
23. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
eine Steuereinrichtung (60) die Versteifung des flexiblen Elements (30) steuert und/ oder den Grad der Fixierung (50) steuert und/ oder die Sensorwerte erfasst.
24. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
zusätzlich die elektrische Impedanz des Körperteils (10) gemessen wird.
25. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
während einer Messung und/ oder danach aus einem oder mehreren der gemessenen Druckverläufe die arterielle Kurvenform bestimmt wird.
26. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
nach einer bestimmten Dauer die Versteifung des flexiblen Elements (30) rückgängig gemacht wird.
27. Verfahren nach einem oder mehreren der vorhergehenden, auf ein Verfahren bezogenen Ansprüche
dadurch gekennzeichnet, dass
nach einer bestimmten Dauer die äußere Fixierung (50) gelockert wird.
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