DE19602460A1

DE19602460A1 - Blutdruckmeßverfahren und zugehörige Vorrichtung

Info

Publication number: DE19602460A1
Application number: DE19602460A
Authority: DE
Inventors: Paul Richard Voith
Original assignee: Marquette Electronics Inc
Current assignee: GE Medical Systems Information Technologies Inc
Priority date: 1995-01-25
Filing date: 1996-01-24
Publication date: 1996-08-14
Also published as: US5649535A; US5840036A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Blutdruck meßverfahren und eine zugehörige Vorrichtung.

Während jedes Herzschlages steigt der menschliche Blut druck normalerweise von ungefähr 80 mm Quecksilbersäule, diastolischer Druck genannt, auf ungefähr 120 mm Queck silbersäule, systolischer Druck genannt. Ein übliches Verfahren zur Messung dieser Drücke ist, eine Manschette, die den Arm des Patienten umschließt, bis auf einen Druck oberhalb des jeweiligen systolisches Drucks auf zupumpen, normalerweise ungefähr 140 mm Quecksilbersäule, so daß die Arterie des Patienten kollabiert und kein Blut fließt. Anschließend wird der Druck in der Manschette allmählich bis auf einen Druck unterhalb des systolischen Drucks des Patienten verringert, so daß sich die Arterie öffnet und das Blut zu fließen beginnt. Dieser Druck wird als der systolische Druck des Patienten notiert. Ein Kontaktmikrophon oder ein anderer Sensor wird verwendet, um den Beginn des Fließens des arteriellen Blutes zu erfassen, das statt findet, wenn der Blutdruck des Patien ten den der Manschette überschreitet. Das vom Kontaktmi krophon erfaßte Signal wird allgemein als "Korotkoff-Ton" bezeichnet, obwohl die Signalleistung normalerweise unterhalb der hörbaren Frequenzen liegt, nämlich bei ungefähr 20 Hz. Es bestehen unterschiedliche Meinungen darüber, ob der "Korotkoff-Ton" durch das Öffnen der Arterie erzeugt wird, die vorher durch die Druckman schette zusammengedrückt wurde, oder durch den beginnen den Blutfluß. Wenn der Druck innerhalb der Arterie zwi schen den Herzschlägen absinkt, wird die Arterie erneut zusammengedrückt. Dies setzt sich fort, bis der Manschet tendruck unter den diastolischen Druck fällt, woraufhin die Arterie offen bleibt. Der Druck zu dem Zeitpunkt, zu dem der "Korotkoff-Ton" verschwindet, entspricht dem diastolischen Druck des Patienten.

Eines der Probleme, die bei den Blutdruckmeßsystemen des Standes der Technik auftreten, besteht darin, daß die Kontaktmikrophone und die anderen Erfassungsvorrichtungen zusätzlich zum Korotkoff-Ton auch Störsignale erfassen, die viele Ursachen wie z. B. Muskelkontraktionen und dergleichen haben können. Ein Verfahren des Standes der Technik für einen Versuch der Kompensation der Störsi gnale ist, zwei Sensoren zu verwenden, von welchen einer herznäher und der andere herzferner angeordnet sind. Jeder Sensor erfaßt das Korotkoff-Signal und die Störsi gnale. Die Signale der beiden Sensoren werden subtra hiert, was eine Verdopplung der Korotkoff-Signalstärke bezüglich des Rauschens bewirken kann und selbst Gleichtaktstörungen beseitigen kann, jedoch den Nachteil besitzt, daß auch jeder Störgeräuschanteil durchgelassen wird, der nicht in beiden Sensoren die gleiche Amplitude aufweist.

Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die obenerwähnten Nachteile des Standes der Technik zu besei tigen und ein verbessertes Blutdruckmeßverfahren sowie eine zugehörige Vorrichtung zu schaffen.

Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Blutdruckmeßverfahren sowie eine Vorrichtung hierfür zu schaffen, die das Auftreten der Korotkoff-Töne genau feststellen können.

Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Blutdruckmeßverfahren und eine Vorrichtung hierfür zu schaffen, in welchen die Auswirkung von Störgeräuschen minimiert ist.

Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen neuen und verbesserten Signalwandler für eine Blutdruckmeßvorrichtung zu schaffen.

Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Wandler für Blutdruckmeßvorrichtungen zu schaffen, der einfach in einer Druckmanschette montiert werden kann.

Diese Aufgaben werden erfindungsgemäß gelöst durch einen Wandler, der die im Anspruch 1 angegebenen Merkmale besitzt, ein Blutdruckmeßsystem, das die im Anspruch 7 angegebenen Merkmale besitzt, sowie ein Blutdruckmeßver fahren, das die im Anspruch 9 angegebenen Merkmale be sitzt. Die abhängigen Ansprüche sind jeweils auf bevor zugte Ausführungsformen gerichtet.

Weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden deutlich beim Lesen der folgenden Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen, die auf die beigefügten Zeichnungen Bezug nimmt; es zeigen:

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Blutdruckerfassungssystems gemäß der vor liegenden Erfindung;

Fig. 2 und 3 digitalisierte Signale, die von einer Blutdruckmeßvorrichtung der Fig. 1 erfaßt worden sind;

Fig. 4 die überlagerten Signale der Fig. 2 und 3;

Fig. 5 und 6 die gleichen Signale wie in Fig. 2 und 3, mit dem Unterschied, daß der Patient auf einem Laufband geht;

Fig. 7 ein Signal, das von den Signalen der Fig. 5 und 6 abgeleitet ist;

Fig. 8a bis 8f einen Wandler für die Verwendung im System der Fig. 1 gemäß einer ersten Aus führungsform der Erfindung;

Fig. 9 eine Ansicht längs der Linie 9-9 der Fig. 8;

Fig. 10 einen Ausdruck des digitalisierten Si gnals vom System der Fig. 1, das in einem X-Y-Achsen-Ausdruck bei Fehlen eines Ko rotkoff-Tons gezeichnet worden ist;

Fig. 11 einen Ausdruck des digitalisierten Si gnals vom System der Fig. 1 bei Auftreten eines Korotkoff-Tons;

Fig. 12 und 13 einen Wandler für die Verwendung im System der Fig. 1 gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfin dung; und

Fig. 13 eine Ansicht längs der Linie 13-13 der Fig. 12.

Das Blutdruckmeßsystem gemäß der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 1 gezeigt und enthält einen doppelten Nieder frequenzwandler 10, der an einer Druckmanschette 11 montiert und mit einem Prozessor 12 verbunden ist, der einen Analog/Digital-Umsetzer 13 enthält. Die Druckman schette 11 ist von einem herkömmlichen Typ und wird um der Kürze willen nicht genauer beschrieben. Für das Verständnis der vorliegenden Erfindung reicht es aus, festzustellen, daß die Manschette 11 ein Luftkissen enthält, das auf herkömmliche Weise konstruiert und um den Arm B eines Patienten angeordnet wird. Eine Druckquelle 14 ist mit der Manschette 11 verbunden, um die Manschette auf einen Druck über dem systolischen Druck des Patienten auf zupumpen, wobei eine Vorrichtung, durch ein Ventil 15 symbolisiert, vorgesehen ist, um den Druck in der Manschette 11 allmählich bis unterhalb des diastolischen Drucks des Patienten zu senken. Die Druckquelle 14 und das Ventil V können herkömmliche Typen sein und werden um der Kürze willen hier nicht genauer beschrieben.

Der Wandler 10 enthält zwei voneinander beabstandete Sensoren 15 und 16 zum gleichzeitigen Erfassen des Korot koff-Tons an zwei verschiedenen Stellen über der Armarte rie 17 des Patienten, wobei eine Stelle bezüglich der Blutströmungsrichtung herznäher als die andere und vor zugsweise unter dem herzfernen Abschnitt der Druckman schette 11 liegt.

Es wurde festgestellt, daß die Signalmorphologie, die dem Korotkoff-Ton zugeordnet ist, in jedem Sensor 15 und 16 erscheint, jedoch im Kanal des herzfernen Sensors 16 verzögert ist. Die Verzögerung beträgt ungefähr 1 Milli sekunde pro Millimeter Sensorabstand. Je kleiner der Abstand, desto ähnlicher ist die Morphologie. Ein Abstand von ungefähr 12 mm erzeugt ähnliche Signale mit meßbaren Zeitabständen von ungefähr 6 bis 18 Millisekunden. Die meisten Störgeräusche der Signale besitzen jedoch keine kennzeichnende Zeitverzögerung, sondern liegen für beide Sensoren 15 und 16 im wesentlichen übereinander. Wie im folgenden genauer diskutiert wird, digitalisiert der Prozessor 10 die Signale und bestimmt anschließend das Vorhandensein eines Phasenabstandes der Signale der Sensoren 15 und 16, um das Auftreten des Korotkoff-Tons bei minimaler Störung festzustellen.

Durch Beobachtung wurde bestätigt, daß die Hauptfrequenz kennlinie des Korotkoff-Signals bei ungefähr 20 Hz (± 50%) liegt. Diese Frequenz erlaubt unter Berücksichti gung der gemessenen Verzögerung pro Abstandseinheit der Sensoren 15 und 16 die Berechnung einer Wellenlänge von 50 mm, so daß der optimale Abstand der Sensoren 15 und 16 in der Größenordnung einer Viertelwellenlänge bzw. 12,5 mm liegt.

Es wird angenommen, daß für Manschettendrücke zwischen dem systolischen und dem diastolischen Druck jeder Puls schlag die Arterie 1 dazu veranlaßt, sich zuerst am herznahen Ende der Manschette 11 und später zunehmend mit herzferneren Abschnitten der Arterie zu öffnen, wenn das Blut unter der Manschette durch die Arterie strömt. Diese plötzliche Ausdehnung der Arterienwand und das Durchströ men des Blutes wird zuerst vom Sensor 15 und anschließend nach einer Zeitverzögerung vom Sensor 16 erfaßt.

Die Fig. 2 und 3 zeigen die digitalisierten Signale der Sensoren 15 bzw. 16, während Fig. 4 den digitalisierten Ausgang der Sensoren 15 und 16 mit den zwei überlagerten Kanälen zeigt. Die Zeitskalierung ist ausgehend vom vorangehenden Herzschlag in Sekunden aufgetragen und erstreckt sich ungefähr über eine halbe Sekunde. Der Manschettendruck liegt zwischen dem systolischen und dem diastolischen Druck für den Patienten, der ruhig sitzt. Eine vom Sensor 16 abgeleitete erste Spur 18 sowie eine vom Sensor 16 abgeleitete zweite Spur 19 sind in Fig. 4 gezeigt, wobei die Abbildungen der Korotkoff-Signalmor phologie bei ungefähr 0,25 Sekunden zentriert sind. Die Verzögerung zwischen den beiden Korotkoff-Signalmorpholo gien ist deutlich sichtbar.

Die Fig. 5 und 6 sind den Fig. 2 und 3 ähnlich, mit dem Unterschied, daß der Patient mit ungefähr 5,3 km/h auf einem Laufband geht. In beiden Figuren tritt das Korot koff-Signal auf der Zeitskala zwischen 0,1-0,2 Sekunden auf. Die übrigen Abschnitte der Signale sind Bewegungs auswirkungen, die über einen wesentlichen Abschnitt der Zeitspanne in ihrer Stärke gleich oder größer sind als das Korotkoff-Signal. Fig. 7 zeigt das Signal 20, das aus einem Phasenvergleich der Signale der Fig. 5 und 6 auf die im folgenden beschriebene Weise abgeleitet wird. Es ist zu erkennen, daß das Signal 20 beim Korotkoff-Signal ausschlägt, während der übrige Abschnitt des Signals während der Bewegungsauswirkungen relativ flach ist, selbst wenn die Auswirkung eine ähnliche Amplitude und Frequenz besitzt. Somit ist es durch Verwendung dieser beiden zeitlich versetzten Signale möglich, niederfre quente Korotkoff-Signale selbst in einer ambulanten Umgebung zu identifizieren, in der der Störanteil des Signals beträchtlich ist.

Fig. 8a ist eine Draufsicht auf den Wandler 10 gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung, während die Fig. 8b, 8c, 8d, 8e und 8f verschiedene Komponenten zeigen, die den Wandler 10 bilden, und Fig. 9 eine Quer schnittsansicht des Wandlers ist. Genauer ist der Wandler 10 auf einem im allgemeinen rechtwinkligen Substrat 29 angeordnet, das eine Schicht eines Materials wie z. B. Mylar enthalten kann und eine Dicke von ungefähr 127 µm besitzt. Der Wandler enthält eine Schicht 30 eines Mate rials, das piezoelektrische Eigenschaften besitzt, d. h. dessen Polarität sich bei Veränderung der mechanischen Spannungsbelastung verändert. Ein Material, das diese Eigenschaften aufweist, ist piezoelektrisches Polyvinyl iden-Fluorid (PVDF). Die piezoelektrische Schicht 30 besitzt vorzugsweise eine Dicke von ungefähr 28 µm. Die obere Oberfläche der piezoelektrischen Schicht 30 besitzt zwei Elektroden 31 und 32, die einen Silberlack enthalten können, der auf die Schicht 30 aufgedruckt oder mit Siebdruck aufgetragen ist. Auf der unteren Oberfläche der Schicht 30 befindet sich eine Grundelektrode 33, die ebenfalls aus Silberlack bestehen kann. Die piezoelektri sche Schicht 30 mit den Elektroden 31, 32 und 33 ist auf das Substrat 29 geeignet schichtweise aufgetragen, wobei die Grundelektrode 33 zwischen dem Substrat 29 und der Schicht 30 angeordnet ist. Über den Elektroden 31 und 32 ist auf der Schicht 30 eine Schutzschicht 34 aufgetragen, die z. B. aus Mylar besteht und ungefähr 25 bis 50 µm dick ist. Es ist klar, daß in der Querschnittsansicht der Fig. 9 die Dicken der Komponenten aus Gründen der Dar stellung vernachlässigt sind. Es ist ebenso klar, daß getrennte Grundelektroden, die den Elektroden 31 und 32 gegenüberliegend angeordnet sind, verwendet werden kön nen, obwohl nur eine einzelne Grundelektrode 33 darge stellt ist.

Der Sensor 15 umfaßt die Abschnitte der Elektrode 31, die die Grundelektrode 33 überlappen, und den dazwischenlie genden Abschnitt der piezoelektrischen Schicht 30, wäh rend der Sensor 16 auf ähnliche Weise die überlappenden Abschnitte der Elektroden 32 und 33 und den da zwischen liegenden Abschnitt der piezoelektrischen Schicht umfaßt. Die Sensoren 15 und 16 erzeugen ein Spannungssignal, wenn in der Schicht eine Änderung der Spannungsbelastung auftritt.

Die Flächen der Elektroden 31 und 32, die mit der Elek trode 33 überlappen, sollten eine ausreichende Größe besitzen, um bei Auftreten des Korotkoff-Tons ein detek tierbares elektrisches Signal zu erzeugen, wobei der gewünschte Abstand zwischen den Sensoren 15 und 16 zu berücksichtigen ist, der wie oben dargestellt vorzugs weise ungefähr eine Viertelwellenlänge der dominanten Signalfrequenz beträgt. Als Folge davon wird der Korot koff-Ton in beiden Sensoren erfaßt, wobei jedoch die Erfassung im herzfernen Sensor 16 bezüglich der Erfassung im herznahen Sensor 15 zeitverzögert ist. Da die Sensoren nahe beieinanderliegen, besitzen die Frequenzanteile der Störgeräusche, die innerhalb des Signalbands liegen, nämlich 10 bis 40 Hz, in beiden Sensoren eine ähnlich Phase, d. h. sie korrelieren mit Null-Verzögerung. Die Verzögerung der Aufnahme des Korotkoff-Tons zwischen den Sensoren 15 und 16 ermöglicht, daß die Korotkoff-Signale von Störsignalen unterschieden werden können. Wenn die Sensoren 15 und 16 zu weit beabstandet sind, können die Störsignale unkorreliert werden. Wenn die Sensoren 15 und 16 andererseits zu nahe beieinander liegen, ist es schwieriger, die Korotkoff-Signale abzuleiten. Der opti male Abstand für die Korrelation der Störsignale bei gleichzeitig möglicher Ableitung ist ungefähr eine Vier telwellenlänge.

In der in den Fig. 8a bis 8f gezeigten Ausführungsform beträgt die aktive Fläche der Sensoren 15 und 16 ungefähr 10 mm², wobei der Abstand zwischen den Sensoren ungefähr 1 mm beträgt, so daß der Mittenabstand ungefähr 11 mm bzw. ungefähr eine Viertelwellenlänge beträgt. Obwohl die aktiven Flächen der Sensoren 15 und 16 quadratisch ge zeigt sind, können diese jede Form annehmen, wobei die dargestellte Konfiguration einen kompakteren Wandler 10 ermöglicht als andere herkömmliche Formen. Die Elektroden 31 und 32 und die Grundelektrode 33 sind über Leiter streifen 35, 36 bzw. 37 und ein geeignetes Kabel 38 mit dem Prozessor 12 verbunden, wie in Fig. 1 gezeigt ist.

Im Betrieb wird eine Druckwelle entweder durch das Öffnen der Arterie oder durch den beginnenden Blutfluß erzeugt, wenn der Druck in der Arterie 17 den der Manschette 11 überschreitet. Diese Druckwelle verformt zuerst im Sensor 15 und nach eine Zeitverzögerung im Sensor 16 geringfügig die piezoelektrische Schicht 30. Wenn die piezoelektri sche Schicht 30 verformt wird, wird ein Spannungssignal erzeugt, das durch die Leiter 35, 36 und 37 zum Prozessor 12 übertragen wird. Der Prozessor 12 enthält einen Ana log/Digital-Umsetzer 38, der die analogen Spannungs signale der Sensoren 15 und 16 digitalisiert.

Fig. 10 zeigt einen Ausdruck der digitalisierten Signale der Sensoren 15 und 16, wobei in X-Richtung das digitali sierte Signal des Sensors 15 und in Y-Richtung das digi talisierte Signal des Sensors 16 aufgetragen ist. Zwi schen t₃ und t₄ der Fig. 7 sind die Signale der beiden Sensoren zueinander in Phase. Als Folge davon umfaßt der in Fig. 10 gezeigte Ausdruck des digitalen Signals im allgemeinen eine gerade Linie oder ein relativ flaches Oval. Unter der Annahme, daß zum Zeitpunkt t₁ der Man schettendruck zwischen den diastolischen und systolischen Drücken liegt, beginnt der herznahe Sensor 15, den Korot koff-Ton zu erfassen, wobei zum Zeitpunkt t₂, der eine Viertelwellenlänge später liegt, der herzferne Sensor 16 beginnt, den Korotkoff-Ton zu erfassen. Diese Signale sind im allgemeinen sinusförmig und liegen aufgrund der Beabstandung der Sensoren 15 und 16 um eine Viertelwel lenlänge um 90° phasenverschoben. Während des Auftretens des Korotkoff-Tons wird der X-Y-Ausdruck der digitali sierten Signale der Sensoren 15 und 16 eher kreisförmig, wie in Fig. 11 gezeigt ist.

Der Prozessor 12 stellt fest, wann die Signale der Senso ren 15 und 16 phasenverschoben sind, um das Auftreten des Korotkoff-Tons zu identifizieren. Bei der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird dies bewerkstelligt, indem das Kreuzprodukt der Vektoren berechnet wird, die die auf den X-Y-Achsen aufgetragenen und um ungefähr 0,015 Sekunden zeitverzögerten Ab tastpunkte schneiden, wobei folgender Ausdruck verwendet wird:

R = (X_i+b - X_i) (Y_i+c - Y_i+a) - (X_i+c - X_i+a) (Y_i+b - Y_i),

wobei:
X_i ein Abtastwert des Sensors 15 ist,
Y_i ein Abtastwert des Sensors 16 ist,
a eine Signalverzögerung geteilt durch die Abtastzeit spanne ist,
b eine halbe Signalperiode ist, und
c gleich a + b ist.

Das Kreuzprodukt R der Vektoren AB und CD ist in Fig. 10 gezeigt. Während der Periode t₃ bis t₄, in der der Aus druck eine gerade Linie oder ein relativ flaches Oval ist, ist R relativ niedrig und kleiner als der Schwellen wert Z, wie in Fig. 7 gezeigt ist. Zum Zeitpunkt t₁ beginnt der herznahe Sensor 15, den Korotkoff-Ton zu erfassen, wobei zum Zeitpunkt t₂ der herzferne Sensor 16 beginnt, den Korotkoff-Ton zu erfassen. Die Korotkoff- Signale in den Sensoren 15 und 16 sind im allgemeinen sinusförmig und um eine Viertelwellenlänge beabstandet oder um 90° phasenverschoben. Als Folge davon wird der X- Y-Ausdruck dieser Signale eher kreisförmig, wie in Fig. 10 gezeigt ist. Das Kreuzprodukt der Vektoren AB und CD steigt somit während des Korotkoff-Signals an, wie in Fig. 7 gezeigt ist. Der Prozessor 12 vergleicht den berechneten Wert R mit dem Schwellenwert Z, um das Auf treten des Korotkoff-Tons anzuzeigen. Der Druck in der Manschette zum Zeitpunkt T₁, zu dem der Korotkoff-Ton zum ersten Mal erfaßt wird, ist der systolische Druck des Patienten.

Da der Druck in der Manschette 11 allmählich bis auf einen Pegel unterhalb des systolischen Drucks abgesenkt wird, wird der Korotkoff-Ton bei jedem Herzschlag erfaßt. Wenn der Blutdruck des Patienten den Druck in der Man schette 11 erreicht oder überschreitet, so daß die Arte rie zwischen den Herzschlägen offen bleibt, wird kein Korotkoff-Ton mehr erfaßt. Der Druck in der Manschette zu diesem Zeitpunkt ist der diastolische Druck des Patien ten.

Die Fig. 12 und 13 zeigen einen Wandler 48 gemäß der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung. Hier umfaßt der Wandler 48 ebenfalls ein Substrat 50, eine piezoelek trische Schicht 51, vier Elektroden 52, 54, 56 und 58, die auf eine Oberfläche der Schicht 51 aufgetragen sind, sowie eine Grundelektrode 59, die auf der gegenüberlie genden Oberfläche aufgetragen ist. Die Leitungen 60, 62, 64, 66 und 68 verbinden jeweils die Elektroden 52, 54, 56, 58 und 59 mit dem Prozessor 12. Über den Elektroden 52, 54, 56 und 58 ist eine dünne Schutzschicht 70 aus einem Material wie z. B. Mylar aufgetragen. In der bevor zugten Ausführungsform sind die aktiven Flächen der Elektroden 52, 54, 56 und 58, die mit der Elektrode 59 überlappen, jeweils ungefähr 10 mm² groß und 1 mm vonein ander beabstandet so angeordnet, daß die Mittenabstände zwischen aufeinanderfolgenden Elektroden 52, 54, 56 und 58 11 mm oder ungefähr eine Viertelwellenlänge beträgt. Im Prozessor 12 wird das Signal der Elektrode 52 vom Signal der Elektrode 56 subtrahiert, während das Signal der Elektrode 54 vom Signal der Elektrode 58 subtrahiert wird. Dies ergibt zwei Differentialsensoren mit einem effektiven Mittenabstand von ungefähr 11 mm oder einer Viertelwellenlänge. Durch Verwenden der Differenz zwi schen den Signalen in den beiden aktiven Flächen wird eine größere Signalstärke erreicht. Die Differentialsi gnale werden digitalisiert und anschließend so verarbei tet, wie oben mit Bezug auf die Ausführungsform der Fig. 8a bis 8f beschrieben worden ist.

Durch Anordnen der Sensoren in einem Abstand von einer Viertelwellenlänge und durch Phasenvergleich der Signale der beiden Sensoren kann das Signal jedes Sensorpaares hinsichtlich des Auftretens des Korotkoff-Tons einfach verarbeitet werden, während die Auswirkungen der Störsi gnale im wesentlichen beseitigt werden können.

Obwohl nur einige Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung dargestellt und beschrieben worden sind, soll die vorliegende Erfindung nicht durch diese, sondern nur durch den Umfang der beigefügten Ansprüche begrenzt sein. Obwohl z. B. ein bestimmter Wandler offenbart ist, kann die Erfindung auch mit einem Wandler ausgeführt werden, der aus herkömmlichen Sensoren besteht, die auf den Korotkoff-Ton reagieren und um ungefähr eine Viertelwel lenlänge beabstandet sind. Diese können z. B. akustische Mikrophone, Dehnungsmeßstreifen und dergleichen enthal ten.

Claims

1. Wandler (10) für die Verwendung in einem Blut druckmeßsystem, der eine erste und eine zweite Sensorein richtung (15, 16) zum Erfassen des Beginns der Blutströ mung in der Arterie eines Patienten enthält, dadurch gekennzeichnet, daß die erste und die zweite Sensoreinrichtung (15, 16) um eine Strecke beabstandet sind, die ungefähr einer Viertelwellenlänge des Signals entspricht, das dem Beginn der Blutströmung zugeordnet ist, wenn der Druck in einer Druckmanschette (11) verringert wird.

2. Wandler nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der effektive Abstand zwischen der ersten und der zweiten Sensoreinrichtung (15, 16) ungefähr 11 mm be trägt.

3. Wandler nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die erste und die zweite Sensoreinrichtung (15, 16) jeweils piezoelektrische Eigenschaften besitzt.

4. Wandler nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Wandler (10) eine dünne flexible Schicht (30) aus einem Material mit piezoelektrischen Eigenschaften, voneinander beabstandete erste und zweite Elektroden (31, 32) auf einer Oberfläche der Schicht und wenigstens eine zusätzliche Elektrode (33) auf der gegenüberliegenden Oberfläche, die den ersten und zweiten Elektroden (31, 32) gegenüberliegt, besitzt.

5. Wandler nach Anspruch 3 oder 4, gekennzeichnet durch ein dünnes, flexibles Substrat (29), das den Wandler trägt.

6. Wandler nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekennzeichnet durch einen ersten, einen zweiten, einen dritten und einen vierten Sensor (52, 54, 56, 58) zum Erfassen des Beginns der Blutströmung in der Arterie eines Patienten, wobei der erste, der zweite, der dritte und der vierte Sensor aufeinanderfolgend in einem Abstand angeordnet sind, der einer Viertelwellenlänge des Signals ent spricht, das dem Beginn der Blutströmung zugeordnet ist, wenn der Druck innerhalb einer Druckmanschette (11) verringert wird.

7. Blutdruckmeßsystem, das einen Wandler (10) nach einem der Ansprüche 1 bis 6 enthält, der derart konstru iert und angeordnet ist, daß er an einem Patienten über einer Arterie liegend angeordnet wird, gekennzeichnet durch
eine Vorrichtung (11) zum Ausüben von Druck auf die Arterie zum Unterbinden der Blutströmung,
eine Vorrichtung (15) zum allmählichen Verringern des Drucks auf die Arterie, wobei die Blutströmung ein setzt, wenn der auf die Arterie ausgeübte Druck unter den systolischen Druck des Patienten fällt,
eine Trägervorrichtung (29) für den ersten und den zweiten Sensor (15, 16), um den ersten Sensor bezüg lich der Blutströmungsrichtung in der Arterie herznäher als den zweiten Sensor anzuordnen, und
eine Verarbeitungsvorrichtung (12, 13), die mit dem ersten und dem zweiten Sensor (15, 16) verbunden sind und erfaßt, wenn das Signal im zweiten Sensor rela tiv zum entsprechenden Signal im ersten Sensor phasenver schoben ist.

8. Blutdruckmeßsystem nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungsvorrichtung (12, 13) feststellt, wenn das Signal im zweiten Sensor bezüglich des Signals im ersten Sensor um einen Phasenwinkel von ungefähr 90° verzögert ist.

9. Blutdruckmeßverfahren, gekennzeichnet durch die Schritte:
Ausüben von Druck auf die Arterie eines Patien ten, um die Blutströmung darin zu unterbinden,
allmähliches Senken des Drucks auf die Arterie von einem ersten Pegel über dem systolischen Druck des Patienten auf einen zweiten, niedrigeren Pegel unterhalb des diastolischen Drucks des Patienten,
Erfassen erster und zweiter Signale, die jeweils als Ergebnis des Beginns der Blutströmung an einer ersten Stelle in der Arterie des Patienten und an einer zweiten Stelle in der Arterie, die bezüglich der ersten Stelle in Richtung der Blutströmung in der Arterie versetzt ist, auftreten, wenn der Druck auf die Arterie ausgehend vom ersten Pegel gesenkt wird, und
Feststellen, ob das zweite Signal gegenüber dem ersten Signal phasenverschoben ist.

10. Blutdruckmeßverfahren nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch die Schritte:
Erfassen des zweiten Signals an einer Stelle, die in Richtung der Blutströmung ungefähr um eine Viertelwel lenlänge des Korotkoff-Signals herzferner angeordnet ist als die erste Stelle, und
Feststellen, ob das zweite Signal gegenüber dem ersten Signal phasenverschoben ist.

11. Blutdruckmeßverfahren nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch die Schritte:
Erfassen des zweiten Signals an einer Stelle, die in Richtung der Blutströmung ungefähr 11 mm herzferner liegt als die erste Stelle, und
Feststellen, ob das zweite Signal gegenüber dem ersten Signal um ungefähr 90° phasenverschoben ist.

12. Blutdruckmeßverfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, gekennzeichnet durch die Schritte:
Bestimmen des Kreuzprodukts der sich auf einer X- Y-Achse der ersten und zweiten Signale schneidenden Vektoren, und
Feststellen, ob das Kreuzprodukt einen Schwellen wert überschreitet.

13. Blutdruckmeßverfahren nach Anspruch 12, gekennzeichnet durch den Schritt:
Bestimmen des Drucks auf die Arterie, wenn das Kreuzprodukt zum ersten Mal den Schwellenwert überschrei tet und wenn das Kreuzprodukt den Schwellenwert nicht mehr überschreitet, wenn der Druck gesenkt wird.

14. Blutdruckmeßverfahren nach Anspruch 9, gekennzeichnet durch die Schritte:
Erfassen der Signale, die als Ergebnis der begin nenden Blutströmung an der ersten, der zweiten, der dritten bzw. der vierten Stelle in der Arterie des Pati enten auftreten, wobei die zweite, die dritte und die vierte Stelle in Richtung der Blutströmung jeweils herz ferner angeordnet sind als die erste Stelle,
Kombinieren der Signale der ersten und dritten Stellen, um ein fünftes Signal zu erzeugen,
Kombinieren der Signale der zweiten und der vierten Stelle, um ein sechstes Signal zu erzeugen, und
Feststellen, ob das sechste Signal gegenüber dem fünften Signal phasenverschoben ist.

15. Verfahren nach Anspruch 14, gekennzeichnet durch die Schritte:
Auswählen der ersten, der zweiten, der dritten und der vierten Stelle derart, daß der Abstand zwischen den Mitten der ersten und der dritten Stelle und zwischen den Mitten der zweiten und der vierten Stelle ungefähr gleich einer Viertelwellenlänge des Korotkoff-Tons ist, und
Feststellen, ob das sechste Signal gegenüber dem fünften Signal um ungefähr 90° phasenverschoben ist.