NL1009029C1 - Automatic timing of intra-aortal balloon pump - Google Patents

Abstract

Arterial and pulmonary blood pressure are both used to provide a reference signal to control the timing of inflation and deflation of an intra-aortal balloon.

Description

rr

Inrichting voor het herkennen van hartslagenDevice for recognizing heartbeats

De uitvinding heeft betrekking op een inrichting voor het indelen van hartslagen. Een dergelijke inrichting kan bijvoorbeeld gebruikt worden voor het aansturen van slag-op-slag 5 hartondersteunende apparatuur zoals bijvoorbeeld een intra-aortale ballonpomp (IABP).The invention relates to a device for classifying heartbeats. Such a device can be used, for example, for controlling beat-to-beat heart-supporting equipment such as, for example, an intra-aortic balloon pump (IABP).

Een IABP bevat onder andere een pompinrichting en een intra-aortale ballon (IAB) die bijvoorbeeld in de aorta van een patiënt met een slecht functionerend hart kan worden gebracht.An IABP includes, among other things, a pumping device and an intra-aortic balloon (IAB) that can be introduced into the aorta of a patient with a malfunctioning heart, for example.

De IAB wordt elke hartcyclus aan het einde van de ejectie fase van het linker ventrikel van het 10 hart met behulp van de pompinrichting opgeblazen en voor de aanvang van de daarop volgende ejectie fase weer geleegd. Op deze manier wordt de pompwerking van het hart verbeterd en treedt er een verbetering op van de bloedvoorziening van de kransslagaders.The IAB is inflated with the aid of the pumping device each heart cycle at the end of the ejection phase of the left ventricle of the heart and emptied again before the start of the subsequent ejection phase. In this way, the pumping action of the heart is improved and the blood supply of the coronary arteries improves.

Voor een goede werking van de IABP is het van groot belang dat de IAB op de juiste tijdstippen in de hartcylcus wordt opgeblazen en geleegd.For proper functioning of the IABP it is of great importance that the IAB is inflated and emptied in the cardiac cycle at the right times.

15 Voor iedere hartslag worden de tijdstippen voor het opblazen en legen van de IAB berekend vanaf een referentie-tijdstip. Dit referentie-tijdstip is gerelateerd aan het begin van een nieuwe hartcyclus en kan dus worden gebruikt om hartslagen in te delen.For each heartbeat, the inflation and deflating times of the IAB are calculated from a reference time. This reference time is related to the start of a new heart cycle and can therefore be used to classify heartbeats.

Instelling van de tij dsverschuivingen voor het opblazen en legen van de IAB ten opzichte van dit referentie-tijdstip kan handmatig gebeuren door een ervaren persoon of automatisch door 20 een rekentuig dat is geladen met een programma voor het automatisch instellen van de tijdsverschuivingen voor het opblazen en legen van de IAB.Adjustment of the time shifts for inflating and deflating the IAB from this reference time can be done manually by an experienced person or automatically by a calculator loaded with a program for automatically adjusting the time shifts for inflation and emptying the IAB.

In beide gevallen is echter een referentie-tijdstip nodig ten opzichte waarvan de tijdsverschuivingen voor het opblazen en legen van de IAB kunnen worden bepaald.In both cases, however, a reference time is needed from which the time shifts for inflating and deflating the IAB can be determined.

Een veelvuldig gebruikt referentie-tijdstip wordt uit het elektrocardiogram (ECG) afgeleid.A frequently used reference time is derived from the electrocardiogram (ECG).

25 Een nadeel is dat het elektrocardiogram vaak wordt verstoord door elektromagnetische straling welke bijvoorbeeld veelvuldig wordt uitgezonden door de apparatuur die routinematig tijdens chirurgische ingrepen wordt gebruikt.A drawback is that the electrocardiogram is often disturbed by electromagnetic radiation, for example, which is frequently emitted by the equipment that is routinely used during surgical procedures.

Arteriële bloeddruksignalen kunnen ook worden gebruikt voor het bepalen van een referentie-tijdstip. De snelle stijging die gepaard gaat met het begin van een ejectie van het linker 1009029 2 ventrikel wordt vaak gebruikt als referentie-tijdstip. Het arteriële bloeddruksignaal is echter onderhevig aan meetverstoringen zodat een eenduidige herkenning van hartslagen niet goed mogelijk is.Arterial blood pressure signals can also be used to determine a reference time. The rapid rise associated with the onset of ejection of the left 1009029 2 ventricle is often used as the reference time. However, the arterial blood pressure signal is subject to measurement disturbances, so that unambiguous recognition of heartbeats is not possible.

Een ander bloeddruksignaal dat kan worden gebruikt voor de bepaling van het referentie-5 tijdstip is het pulmonale bloeddruksignaal. De meetverstoringen op het pulmonale bloeddruksignaal zijn echter nog groter dan op het arteriële bloeddruksignaal en een eenduidige indeling van de hartslagen is ook hier niet goed mogelijk.Another blood pressure signal that can be used to determine the reference 5 time point is the pulmonary blood pressure signal. However, the measurement disturbances on the pulmonary blood pressure signal are even greater than on the arterial blood pressure signal and an unambiguous classification of the heartbeats is also not possible here.

Het herkennen van de snelle stijging die gepaard gaat met het begin van de ejectie van het linker ventrikel van het hart is een verder probleem bij het gebruik van bloeddruksignalen 10 voor het bepalen van het referentie-tijdstip. In het bijzonder bij een onregelmatige hartcyclus is de hoogte van de steile flank niet gelijk voor iedere hartslag. Indien rekening wordt gehouden met de onregelmatige hoogte van deze steile flank dan zullen drukstijgingen tengevolge van meetverstoringen en reflecties van de periferie ten onrechte worden aangezien voor een drukstij ging tengevolge van de werkelijke aanvang van de ejectie. Met als gevolg 15 een onjuiste werking van de IABP.Recognizing the rapid rise associated with the onset of ejection of the left ventricle of the heart is a further problem in using blood pressure signals 10 to determine the reference time. Especially with an irregular heart cycle, the height of the steep edge is not the same for every heartbeat. If the irregular height of this steep edge is taken into account, pressure increases due to measurement disturbances and reflections from the periphery will be mistaken for a pressure rise due to the actual start of ejection. As a result, the incorrect functioning of the IABP.

Diverse inrichtingen zijn bekend voor het instellen van de tijdstippen voor het opblazen en legen van de IAB.Various devices are known for setting the times for inflating and deflating the IAB.

Uit 8529WO is een inrichting bekend voor het automatisch bepalen van het tijdstip van het 20 opblazen van de IAB. Een referentie-tijdstip aan het begin van iedere hartcyclus is echter nog steeds noodzakelijk.An apparatus is known from 8529WO for automatically determining the time of inflation of the IAB. However, a reference time at the beginning of each heart cycle is still necessary.

Uit Elghazzawi e.a., Journal of Clinical Monitoring 1993, p. 297-308 is een inrichting bekend welke gebruik maakt van het feit dat de steile flank in het arteriële bloeddruksignaal altijd vooraf wordt gegaan door een elektrische activatie van het linker ventrikel die weer zichtbaar 25 is in het elektrocardiogram. Interpretatie van zowel het elektrocardiogram als ook het bloeddruksignaal blijft echter moeilijk. Verder zal niet iedere elektrische activatie aanleiding geven tot een daadwerkelijke ejectie van bloedvolume vanuit het linker ventrikel in de aorta en de hiermee gepaard gaande steile flank in de arteriële bloeddruk.From Elghazzawi et al., Journal of Clinical Monitoring 1993, p. 297-308, a device is known which makes use of the fact that the steep edge in the arterial blood pressure signal is always preceded by an electrical activation of the left ventricle which is again visible in the electrocardiogram. However, interpretation of both the electrocardiogram and the blood pressure signal remains difficult. Furthermore, not every electrical activation will give rise to an actual ejection of blood volume from the left ventricle into the aorta and the associated steep flank in arterial blood pressure.

Uit Sakamoto e.a., ASAIO Journal 1995, p. 79-83 is een inrichting bekend die het tijdstip van 30 opblazen van de IAB voorspelt met behulp van regressie analyse uit de tijdsduur van de voorafgaande hartslag. Het bepalen van een referentie-tijdstip aan het begin van iedere hartslag is echter nog steeds noodzakelijk.From Sakamoto et al., ASAIO Journal 1995, p. 79-83, a device is known which predicts the time of inflation of the IAB by regression analysis from the duration of the previous heartbeat. However, it is still necessary to determine a reference time at the beginning of each heartbeat.

10 09 0 29 310 09 0 29 3

Uit Smith e.a., Medical & Biological Engineering & Computing 1991, p. 180-184 is een inrichting bekend die de tijdstippen voor het legen van de IAB bepaalt door het optimaliseren van een kostfunctie. Een referentie-tijdstip voor iedere hartslag is ook hier noodzakelijk.From Smith et al., Medical & Biological Engineering & Computing 1991, p. 180-184, a device is known which determines the times for emptying the IAB by optimizing a cost function. A reference time for each heartbeat is also necessary here.

Uit Kantrowitz e.a., ASIO Journal 1992, p. M617-M621 is een soortgelijke inrichting bekend 5 die de tijdstippen van opblazen en legen van de IAB bepaalt door het optimaliseren van het effect van de IAB. Deze inrichting is ook onnauwkeurig daar ook hier een referentie-tijdstip voor iedere hartslag noodzakelijk is.From Kantrowitz et al., ASIO Journal 1992, p. M617-M621, a similar device is known which determines the inflation and deflation times of the IAB by optimizing the effect of the IAB. This device is also inaccurate since here again a reference time for each heartbeat is necessary.

Ook zijn diverse inrichtingen bekend voor het herkennen van een referentie tijdstip met iedere 10 hartslag.Various devices are also known for recognizing a reference time with every 10 heartbeat.

Uit Hoeksel e.a., Journal of Clinical Monitoring 1996, p. 397-403, is een inrichting bekend die de steile flank in het pulmonale bloeddruksignaal herkent. Deze inrichting is echter gevoelig voor meetverstoringen daar keuze van de detectie drempel voor de herkenning van de steile flank kritisch is. In het bijzonder is bij een onregelmatig hartritme een eenduidige herkenning 15 van hartslagen niet mogelijk.From Hoeksel et al., Journal of Clinical Monitoring 1996, p. 397-403, a device is known which recognizes the steep edge in the pulmonary blood pressure signal. However, this device is sensitive to measurement disturbances, since selection of the detection threshold for the detection of the steep edge is critical. In particular, with an irregular heart rhythm, unambiguous recognition of heartbeats is not possible.

Uit Hoeksel e.a., Journal of Clinical Monitoring 1997 p. 309-316, is een inrichting bekend die een vast detectie niveau gebruikt voor het herkennen van de steile flank in de arteriële bloeddruksignalen. Deze inrichting is echter onnauwkeurig daar steile flanken met een lage amplitude niet worden herkend.From Hoeksel et al., Journal of Clinical Monitoring 1997 p. 309-316, a device is known which uses a fixed detection level for recognizing the steep edge in the arterial blood pressure signals. However, this device is inaccurate since low amplitude steep edges are not recognized.

20 Ook is een inrichting bekend die de R-top in het elektrocardiogram herkent. Het elektrocardiogram is echter onderhevig aan diverse meetverstoringen en een eenduidige interpretatie is niet goed mogelijk. In het bijzonder is bij ritmestoomissen een eenduidige interpretatie van het elektrocardiogram niet goed mogelijk.A device is also known which recognizes the R-peak in the electrocardiogram. However, the electrocardiogram is subject to various measurement disturbances and an unambiguous interpretation is not possible. In particular, an unambiguous interpretation of the electrocardiogram is not possible for rhythm disorders.

25 De uitvinding beoogt een inrichting voor het indelen van hartslagen -dus het bepalen van een referentie-tijdstip- dat bovengenoemde nadelen niet bezit. Dit effect wordt bereikt doordat de inrichting volgens de uitvinding middelen bevat om uit het verloop van het arteriële bloeddruksignaal en het pulmonale bloeddruksignaal een referentiesignaal Ref(t) te bepalen dat een hoge signaalwaarde heeft bij de aanvang van een hartslag en een lage signaalwaarde 30 elders. De aanvang van een hartslag kan op deze wijze eenvoudig uit het verloop van het 10 09 0 29 4 referentiesignaal bepaald worden, zodat aansturing van een IABP op de juiste tijdstippen plaats kan vinden.The object of the invention is an apparatus for classifying heartbeats - thus determining a reference time - which does not have the above-mentioned drawbacks. This effect is achieved in that the device according to the invention comprises means for determining from the course of the arterial blood pressure signal and the pulmonary blood pressure signal a reference signal Ref (t) which has a high signal value at the start of a heartbeat and a low signal value elsewhere. The onset of a heartbeat can in this way be easily determined from the course of the reference signal, so that an IABP can be controlled at the correct times.

Een verder voordeel van de uitvinding is dat slechts de arteriële en de pulmonale bloeddruksignalen dienen te worden gemeten, welke bij patiënten die hartondersteuning met 5 behulp van een IABP nodig hebben vaak routinematig worden gemeten.A further advantage of the invention is that only the arterial and pulmonary blood pressure signals should be measured, which are often measured routinely in patients who require cardiac support using an IABP.

Een ander voordeel is dat meetverstoringen die voorkomen in slechts één van beide bloeddruksignalen niet als dusdanig worden herkend in het referentiesignaal, en hieruit geen nieuwe hartslag zal worden gedetecteerd.Another advantage is that measurement disturbances that occur in only one of the two blood pressure signals are not recognized as such in the reference signal, and no new heartbeat will be detected from them.

De inrichting kan verder voor diverse doeleinden worden gebruikt. Zo kan de inrichting goed 10 worden gebruikt om hartfunctie-ondersteunende apparatuur aan te sturen. Bij voorkeur wordt de inrichting gebruikt om een IABP aan te sturen. Ook is het mogelijk de inrichting te gebruiken als onderdeel van een monitoring systeem waarbij een slag-op-slag indeling van de hartcyclus noodzakelijk is.The device can further be used for various purposes. For example, the device can be used well to drive cardiac function supporting equipment. Preferably, the device is used to control an IABP. It is also possible to use the device as part of a monitoring system that requires a beat-to-beat layout of the heart cycle.

Bij voorkeur bevat de inrichting middelen om op het moment dat een nieuwe hartslag wordt 15 herkend een signaal af te geven. Met behulp van dat signaal kan bijvoorbeeld de IABP beginnen met het aftellen van de tijdsduur tot het opblazen en legen van de IAB.The device preferably comprises means for delivering a signal when a new heartbeat is recognized. Using that signal, for example, the IABP can begin counting down the time to inflate and deflate the IAB.

De middelen die de inrichting volgens de uitvinding omvat om uit het verloop van het arteriële bloeddruksignaal Part(t) en het verloop van het pulmonale bloeddruksignaal Ppul(t) het verloop van het referentiesignaal Ref(t) te berekenen kunnen uit een rekentuig bestaan, 20 bijvoorbeeld een computer, een microprocessor of een digitale rekenmachine. Het rekentuig is daarbij geladen met een rekenprogramma om uit het arteriële bloeddruksignaal Part(t) en het pulmonale bloeddruksignaal Ppul(t) het referentiesignaal Ref(t) te berekenen en om uit het referentiesignaal Ref(t) een referentiepunt aan het begin van iedere nieuwe hartslag te bepalen.The means which the device according to the invention comprises of calculating the course of the arterial blood pressure signal Part (t) and the course of the pulmonary blood pressure signal Ppul (t), the course of the reference signal Ref (t), can consist of a calculator. for example a computer, a microprocessor or a digital calculator. The calculator is loaded with a calculation program to calculate the reference signal Ref (t) from the arterial blood pressure signal Part (t) and the pulmonary blood pressure signal Ppul (t) and to calculate a reference point from the reference signal Ref (t) at the beginning of each new heart rate.

Het rekenmodel kan gebaseerd zijn op, aan de vakman bekende, modellen om uit twee 25 signalen een correlatiesignaal te berekenen.The calculation model can be based on models known to the person skilled in the art to calculate a correlation signal from two signals.

Voorbeelden van dergelijke modellen worden gegeven in bijvoorbeeld Oppenheim e.a., (Signals and Systems, Prentice-Hall). R(t) kan berekend worden uit Part(t) en Ppul(t).Examples of such models are given in, for example, Oppenheim et al., (Signals and Systems, Prentice-Hall). R (t) can be calculated from Part (t) and Ppul (t).

In een geschikte uitvoeringsvorm kan bijvoorbeeld Ref(t) worden berekend alsFor example, in a suitable embodiment, Ref (t) can be calculated as

Ref(t)= Part(t) * Ppul(t) 30 of uit een tijdsafgeleide van deze signalen 1009029 5Ref (t) = Part (t) * Ppul (t) 30 or from a time derivative of these signals 1009029 5

Ref(t)= dPart(t)/dt * dPpul(t)/dt waar dPart(t)/dt en dPpul(t)/dt de eerste-orde tijdsafgeleiden van respectievelijk de signalen Part(t) en Ppul(t) voorstellen.Ref (t) = dPart (t) / dt * dPpul (t) / dt where dPart (t) / dt and dPpul (t) / dt are the first-order time derivatives of the signals Part (t) and Ppul (t), respectively introduce.

Zeer goede resultaten worden bereikt indien Ref(t) gelijk aan nul wordt verondersteld op de 5 tijdstippen t waarop beide of één van de beide eerste-orde tijdsafgeleiden van Part(t) en Ppul(t) negatief zijn. Zodat voor Ref(t) de volgende relatie geldtVery good results are obtained if Ref (t) is assumed to be zero at the 5 times t at which both or one of the two first-order time derivatives of Part (t) and Ppul (t) are negative. So that for Ref (t) the following relationship applies

Ref(t)= dPart(t)/dt * dPpul(t)/dt ALS dPart(t)/dt > 0 en dPpul(t)/dt > 0, en Ref(t)= 0 10 voor de overige waarden van dPart(t)/dt en dPpul(t)/dt.Ref (t) = dPart (t) / dt * dPpul (t) / dt IF dPart (t) / dt> 0 and dPpul (t) / dt> 0, and Ref (t) = 0 10 for the other values of dPart (t) / dt and dPpul (t) / dt.

Nog betere resultaten worden bereikt indien rekening wordt gehouden met een eventuele tij dsverschuiving tussen Part(t) en Ppul(t).Even better results are achieved if a possible time shift between Part (t) and Ppul (t) is taken into account.

Ref(t) = dPart(t-Td)/dt * dPpul(t)/dtRef (t) = dPart (t-Td) / dt * dPpul (t) / dt

De tijdverschuiving Td hangt grotendeels samen met de tijdsverschuivingen van de gebruikte 15 meetsystemen en kan dus eenvoudig worden bepaald.The time shift Td is largely related to the time shifts of the measuring systems used and can thus be easily determined.

Uit het verloop van het aldus berekende referentiesignaal Ref(t) kan zeer nauwkeurig de ligging van het begin van een nieuwe hartcyclus worden bepaald, terwijl dit uit het afzonderlijke verloop van Part(t) of Ppul(t) niet mogelijk is.The position of the start of a new heart cycle can be determined very accurately from the course of the reference signal Ref (t) thus calculated, while this is not possible from the separate course of Part (t) or Ppul (t).

20 Het begin van een nieuwe hartcyclus kan bijvoorbeeld worden herkend op het moment dat Ref(t) onder een drempelwaarde Dd komt. Bruikbare drempelwaarden voor Dd zijn bijvoorbeeld tussen 5000 en 25000 mmHg2 /s2. Een zelfde constante waarde voor Dd kan worden toegepast bij verschillende patiënten, daar het begin van een nieuwe hartcyclus eenduidig herkenbaar is in Ref(t).The start of a new cardiac cycle can for instance be recognized when Ref (t) falls below a threshold value Dd. Useful threshold values for Dd are, for example, between 5000 and 25000 mmHg2 / s2. The same constant value for Dd can be applied in different patients, since the start of a new heart cycle is clearly recognizable in Ref (t).

25 Een nog betere werking wordt verkregen indien de drempelwaarde wordt bepaald afhankelijk van de signaal vermogens van dPart(t)/dt, dPul(t)/dt of Ref(t).An even better operation is obtained if the threshold value is determined depending on the signal powers of dPart (t) / dt, dPul (t) / dt or Ref (t).

Het tijdstip waarop een nieuwe hartcyclus begint kan eenvoudig uit Ref(t) worden bepaald, zodat de tijdstippen voor het vullen en legen van het hart precies (op het juiste moment) kunnen worden bepaald en de IABP correct kan worden aangestuurd. Verstoringen die 1009029 6 aanwezig zijn op de afzonderlijke bloeddruksignalen komen niet tot uitdrukking in Ref(t) en leiden dus niet tot een foutieve aansturing van de IABP.The time at which a new heart cycle begins can be easily determined from Ref (t), so that the times for filling and emptying the heart can be determined precisely (at the right time) and the IABP can be correctly controlled. Disruptions present on the individual blood pressure signals are not reflected in Ref (t) and therefore do not lead to incorrect control of the IABP.

Bij voorkeur wordt de inrichting gebruikt om een trigger aan een IABP te geven zodat 5 herkenning van nieuwe hartslagen correct verloopt en de tijdstippen voor legen en opblazen van de IAB optimaal kunnen worden bepaald binnen iedere hartcyclus.Preferably, the device is used to trigger an IABP so that recognition of new heartbeats proceeds correctly and the times for emptying and inflating the IAB can be optimally determined within each heart cycle.

Tijdsverschuivingen ten opzichte van het referentie-tijdstip voor het opblazen van de IAB kunnen handmating of automatisch worden ingesteld.Time shifts from the reference time for inflating the IAB can be set manually or automatically.

Ook is het mogelijk de inrichting te gebruiken als onderdeel van een monitorsysteem dat de 10 tijdsduur tussen opeenvolgende hartslagen bepaalt of hiermee samenhangende parameters zoals hartritme en systolische en diastolische bloeddrukken. Met een dergelijk monitorsysteem kan de hemodynamische toestand van een patiënt worden gevolgd.It is also possible to use the device as part of a monitoring system that determines the time between successive heartbeats or related parameters such as heart rhythm and systolic and diastolic blood pressures. With such a monitoring system, the hemodynamic condition of a patient can be monitored.

10090291009029

Claims (9)

1. Inrichting voor het herkennen van hartslagen in bloeddruksignalen, met het kenmerk, dat de inrichting middelen omvat om uit het verloop van het arteriële bloeddruksignaal Part(t) en het 5 pulmonale bloeddruksignaal Ppul(t) het verloop van een referentiesignaal Ref(t) te berekenen en uit het verloop van Ref(t) het tijdstip dat gepaard gaat met de steile flank in de bloeddruksignalen tijdens het begin van de ejectie van het linker ventrikel te bepalen.Device for detecting heartbeats in blood pressure signals, characterized in that the device comprises means for determining from the course of the arterial blood pressure signal Part (t) and the pulmonary blood pressure signal Ppul (t) the course of a reference signal Ref (t) and determine from the course of Ref (t) the time associated with the steep edge in the blood pressure signals during the beginning of the ejection of the left ventricle. 2. Inrichting volgens conclusie 1, met het kenmerk dat de middelen worden gevormd door een rekentuig, geladen met een rekenprogramma om uit het verloop van het arteriële Part(t) en 10 pulmonale bloeddruksignaal Ppul(t) het referentie signaal Ref(t) te berekenen en uit dit referentie signaal het begin van iedere hartcyclus te bepalen.Device according to claim 1, characterized in that the means are constituted by a calculator, loaded with a calculation program to extract the reference signal Ref (t) from the course of the arterial Part (t) and pulmonary blood pressure signal Ppul (t). and determine the start of each heart cycle from this reference signal. 3. Inrichting volgens 1 of 2, met het kenmerk dat de inrichting middelen bevat om op het moment dat een nieuwe hartslag wordt herkend een signaal af te geven.Device according to 1 or 2, characterized in that the device comprises means for delivering a signal when a new heartbeat is recognized. 4. Inrichting volgens een der conclusies 1-3, met het kenmerk dat in plaats van Part(t) en 15 Ppul(t) de eerste tijdsafgeleide van deze signalen, dPart(t) en dPpul(t), genomen wordt.Device according to any one of claims 1-3, characterized in that instead of Part (t) and Ppul (t), the first time derivative of these signals, dPart (t) and dPpul (t), is taken. 5. Inrichting volgens conclusie 4, met het kenmerk dat Ref(t) nul wordt indien één van beide of beide tijdsafgeleide signalen dPart(t) en dPpul(t) negatief is of zijn.Device according to claim 4, characterized in that Ref (t) becomes zero if one or both of the time-derived signals dPart (t) and dPpul (t) is or are negative. 6. Inrichting volgens conclusie 1-5, met het kenmerk dat rekening gehouden wordt met een eventuele tijdsverschuiving tussen het arteriële druksignaal en het pulmonale druksignaal.6. Device as claimed in claims 1-5, characterized in that account is taken of a possible time shift between the arterial pressure signal and the pulmonary pressure signal. 7. Inrichting volgens conclusie 1-6, met het kenmerk dat een nieuwe hartcyclus herkend wordt op het moment dat een vaste drempelwaarde Dd gepasseerd wordt.Device according to claims 1-6, characterized in that a new cardiac cycle is recognized when a fixed threshold value Dd is passed. 8. Inrichting volgens conclusie 7, met het kenmerk dat de drempelwaarde bepaald wordt afhankelijk van de signaalvermogens van dPart(t)/dt, dPpul(t)/dt of Ref(t).Device according to claim 7, characterized in that the threshold value is determined depending on the signal powers of dPart (t) / dt, dPpul (t) / dt or Ref (t). 9. Inrichting volgens een der conclusies 1-8, met het kenmerk, dat de inrichting een filter 25 bevat voor het filteren van de hoogfrequente ruis op het arteriële en het pulmonale bloeddruksignaal. 1009029Device as claimed in any of the claims 1-8, characterized in that the device contains a filter 25 for filtering the high-frequency noise on the arterial and the pulmonary blood pressure signal. 1009029