WO2020058383A1 - Verfahren und anordnung zum automatisierten bestimmen von hämodynamischen parametern in einem blutgefäss an invasiv aufgezeichneten pulswellen - Google Patents

Verfahren und anordnung zum automatisierten bestimmen von hämodynamischen parametern in einem blutgefäss an invasiv aufgezeichneten pulswellen Download PDF

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WO2020058383A1
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signal
pressure
pulse
blood vessel
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PCT/EP2019/075127
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Verena Dittrich
Chris Stockmann
Andreas Mainka
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Redwave Medical GmbH
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    • G16H50/20—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for computer-aided diagnosis, e.g. based on medical expert systems

Definitions

  • the invention relates to a method for the automated determination of hemodynamic parameters in a blood vessel on invasively recorded pulse waves by analyzing these pulse waves and / or pulse waves selected from the entirety, but at least one pulse wave according to claim 1.
  • Cardiovascular events strongly define human mortality worldwide. In order to identify the associated risk at an early stage and prevent such an event, numerous hemodynamic parameters are collected and evaluated. For example, the elasticity or stiffness of the arteries is an independent predictor of cardiovascular events
  • PWV pulse wave velocity
  • Parameters make it possible, individually and / or from their entirety, to obtain specific information about the rigidity of the arterial wall of the vessel.
  • pulse waves are different with regard to
  • Pulse wave parameters e.g. B. times, amplitudes, shapes or relevant points are analyzed. All parameters generated from the analysis of pulse waves are to be referred to below as “pulse wave parameters” or “PWP”.
  • PWV pulse wave velocity
  • a measurement of the stiffness of the arterial vessel wall which is customary as the gold standard according to the current state of the art comprises an invasive measurement of the PWV and further PWPs at two measurement points in the aorta with the aid of a cardiac catheter.
  • the cardiac catheter is usually inserted through an access via the femoral artery (A. femoralis). There is then a recording of pressure waves, which are caused by the regular contraction of the heart, at two points invasively in the blood vessel,
  • the further procedure is usually as follows:
  • the time difference between the R wave in the registered ECG and the base point of the pressure wave registered via the catheter results in a so-called transit time (TT).
  • the transit time describes the time required for the pressure wave to travel from the contraction of the heart to the respective measuring point.
  • the measuring point then gives the running time of the pressure waves between the first
  • Measuring point and the second measuring point The distance between the first measuring point and the second measuring point is determined by withdrawing the catheter from the blood vessel, the withdrawal length of which being recorded. The PWV in the blood vessel can then be determined from the detected transit time difference at the two measuring points and the withdrawal length of the catheter.
  • Non-invasive measuring systems are required, which are used in everyday life, outside of a catheter laboratory and sometimes also outside of a doctor's office.
  • Non-invasive measurement systems require validation, which can only be achieved by invasive measurements as described.
  • the invasive measurement method is increasingly changing. For cardiac catheter examinations, access via the
  • Wrist artery radial artery selected.
  • the invasive determination of the PWV and some other PWPs is not possible by withdrawing the catheter.
  • the withdrawal length i.e. the distance from the measuring point in the ascending artery to the bifurcation
  • the measuring points must be measured or determined as precisely as possible. This is often only possible to an insufficient extent under real measurement conditions.
  • the evaluation should take place automatically and should therefore be easy, quick and delegable.
  • the interoperator variability of the measurement process is to be reduced and thus the objectivity of the measurement is increased.
  • the Accuracy of the invasive gold standard method can be increased.
  • the task is solved with an automated method
  • the method for invasively measuring a pulse wave velocity in a blood vessel is carried out with the following method steps:
  • a pressure measuring catheter with a pressure measuring sensor is inserted up to a designated measuring point within the blood vessel. This is followed by recording and storing a pressure curve over time and recording at least one pulse wave signal at this measuring point.
  • At least one pulse wave signal is analyzed to determine the PWPs, hereinafter using the example of the PWV. This is done in at least two different ways, which can also be combined if necessary, and to make the determination more robust:
  • z. B a so-called wave separation method (wave separation) applied.
  • Pulse wave fundamental signal component and the pulse wave echo component determined in the pulse wave signal This time offset is given by means of a
  • a PWV is calculated from the reference distance between an echo point of the blood vessel system and the position of the pressure measurement sensor in the blood vessel system.
  • a PWV z. B. determined with the help of the so-called wave analysis.
  • the models of the Bramwell-Hill model and a given pressure / flow model of the blood vessel system have proven to be suitable, but are not limited to this.
  • the basic idea of the method is therefore to determine the pressure profile over time
  • Determination of relevant points and areas on the signal to determine further PWPs e.g. B. the augmentation index, augmentation pressure and cardiac output is performed.
  • a signal filtering of the stored temporal pressure curve is carried out using a high and / or a low pass filter to detect the pulse wave signal.
  • a occurs when the pulse wave signal is detected
  • the extraction of the pulse wave echo component according to the wave decomposition method takes place in an advantageous embodiment such that the classified pulse wave is broken down into a forward signal component and a backward signal component on the detected pulse waves to extract the pulse wave echo component.
  • the forward signal component is the basic pulse wave signal
  • the reverse signal component is the pulse wave echo signal.
  • Reverse signal component determines a time difference as a time offset.
  • the time difference can be determined via the identified base points of the basic pulse wave signal and the pulse wave echo signal or via the cross-correlation method.
  • a reflection distance related to a body size to a prominent point that generates a pressure echo within the blood vessel system can be used as the given reference distance.
  • a weighted PWV can be determined from the PWV value determined via the wave decomposition method with the PWV value determined via the wave analysis.
  • An arrangement for executing a method comprises a measurement sensor which can be inserted and placed in the blood vessel, an evaluation and storage unit for receiving, storing and processing the data of the pressure data recorded by the measurement sensor and a control implemented in the evaluation and control unit - and
  • the measurement sensor is considered an indirect one
  • the evaluation and control unit can also have an interface for connecting an EKG detection device. In this way, the pulse wave data can be monitored and evaluated together with EKG data.
  • the evaluation and control unit can expediently be a
  • FIG. 1 to 10 serve to illustrate this.
  • PWPs pulse wave parameters
  • PWV pulse wave velocity
  • the basic principle of the method is a so-called single-point measurement carried out at only one location.
  • the temporal signal curve of the pressure at the measuring point is recorded and evaluated.
  • the aim of the method is to determine and evaluate a pulse wave echo, which results from the interaction of blood flow, blood pressure and the course of the arteries, e.g. from the aortic bifurcation located downstream of the body with the aorta forking into the left and right femoral artery.
  • this is done in such a way that a number of parameters, e.g. B. a number of functions and support points and their intervals can be determined. So z. B. at a known reflection distance using the determined time intervals on the PWV.
  • the method is carried out, for example, using the following basic method steps, which are explained in more detail below.
  • An invasive measurement in an arterial blood vessel is assumed here as an example.
  • pressure curves over time are measured. These pressure curves over time represent arterial pressure curves. For this purpose, these pressure curves are recorded and stored in a human artery using a measuring unit. The pressure curve measurement is carried out invasively.
  • the measuring process takes place, for example, in such a way that in connection with a
  • Cardiac catheterization access via the artery on the wrist (A.
  • At least one pressure curve course i.e. a pulse wave recorded.
  • the length of this time interval can be 10 seconds, for example.
  • the individual pulse wave signals are extracted from pressure curves. This is done with the following steps:
  • the signals are stored with the pressure fluctuations, i.e. with the pressure profiles.
  • the recorded signals are first cleaned of interference by filters.
  • filters For example, high-pass and / or low-pass filters can be used for this purpose.
  • the frequencies of 0.5 Hz for the high-pass filter and 50 Hz for the low-pass filter have been found to be suitable, but are not limited to this.
  • the base point method e.g. B. using the intersecting tangent method or the upstroke method.
  • the intersecting tangent method or the upstroke method.
  • Determining the pulse waves is not limited to these methods.
  • the detected base points of the pulse waves are important parameters when determining the pulse wave speed.
  • the detected pulse waves are then classified.
  • the shape of the individual pulse waves is analyzed. This allows a classification in at least one class, which has a significant influence on the
  • a signal analysis is carried out on the classified pulse wave signals.
  • Class-specific physiological points and properties of the pulse wave signal are determined, such as ejection duration ED (heart ejection time), a so-called inflection point IP (arrival of the reflected wave) or a characteristic impedance Zc (wave resistance).
  • ED heart ejection time
  • IP arrival of the reflected wave
  • Zc characteristic impedance
  • the points PI (First Shoulder) and P2 (Second Shoulder) have emerged as useful support points for the classification.
  • the empirical wavelet transform (EWT) together with differentiation and Fourier transforms are particularly suitable for signal analysis.
  • Dynamic time equalization (DTW) has proven to be particularly suitable for the classification.
  • the analysis steps described are not limited to these methods.
  • Wave decomposition methods each determine a pulse wave basic signal component and a pulse wave echo component, whose time offset from one another is determined.
  • Both signal components can be determined and the pulse wave echo component can be extracted, for example, by determining a so-called flow curve.
  • This flow curve can be used statistically averaged, for example, as a triangle starting at the base point (F), the maximum at the inflection point (IP) and the end at the level of ejection duration ED.
  • a more robust method is the so-called reservoir excess model. The excess curve determined can be used as a flow curve. Subsequently, the classified
  • Pulse waves into the respective forward waves (after ejection), i.e. in the forward signal component and the backward waves (after reflection on the vessel walls and vessel branches), i.e. into the reverse signal component.
  • the forward signal component is then the pulse wave basic signal component, the
  • the reverse signal component then represents the pulse wave echo component in the individual pulse wave signal.
  • the time difference between the first and second pulse wave signal In the next step, the time difference between the
  • Pulse wave fundamental signal component and the pulse wave echo signal component determined.
  • the time difference can be determined using the identified footpoints of the pulse wave echo signal component
  • Pulse wave basic signal and the pulse wave echo signal take place.
  • the method of cross correlation which is caused by shifting the two signals
  • Pulse wave basic signal and the pulse wave echo signal in each other determines the time difference, however, has proven to be more robust.
  • the determination or determination of a length is required.
  • This length forms a reference distance for the determination of the PWV and goes as Evaluation parameters in the signal processing. In particular, this is the distance between the position of the pressure measurement sensor and the echo point in the blood vessel system, which causes the pulse wave echo signal component.
  • This reference distance can either be measured and then leads to the specification, in particular, of an arterial length, which is used as suitable for the reflection. However, it can also be used e.g. B. determine an effective reflection distance (EfRD) based on the body size of the person examined.
  • EfRD effective reflection distance
  • the PWV can be determined by using the wave analysis without specifying a distance.
  • Bramwell-Hill model and a pressure / flow model of the blood vessel system have been found to be suitable, but are not limited to this. This means that the determination of the retreat length can be omitted.
  • the relationship between volume and pressure (PV relation) reflects, for example, the so-called arterial compliance, which is required in the Bramwell-Hill model.
  • the PU loop which reflects the relationship between the flow velocity and the pressure in the artery, the PWV can be derived at a local point via the increase at the beginning.
  • the Korteweg equation which takes into account the dependency of blood pressure via the elasticity module of the blood vessel wall, is also suitable.
  • the method is advantageously carried out independently of the platform.
  • the measuring unit consists of a
  • Measuring sensor which is connected to a control and storage unit.
  • This measuring sensor can be used directly or indirectly invasively and placed at the desired location in the artery.
  • a liquid-filled catheter with access via the radial artery is placed in the ascending artery and connected to a pressure sensor.
  • the pressure domes belonging to the catheter and the control and storage unit are located outside the measuring point, i.e. especially outside of the body.
  • an EKG detection device is used directly or indirectly invasively and placed at the desired location in the artery.
  • EKG an electrocardiogram
  • An interface for exporting the data can also be provided, as can a GUI interface for displaying the information, such as, for example, the pressure signals and certain parameters, such as, for. B. the foot points PO, the transit time TT, the ejection time of the heart ED, the inflection point IP, the pulse wave peaks z. B. PI and PI and / or the wave resistance Zc.
  • a GUI interface for displaying the information such as, for example, the pressure signals and certain parameters, such as, for. B. the foot points PO, the transit time TT, the ejection time of the heart ED, the inflection point IP, the pulse wave peaks z. B. PI and PI and / or the wave resistance Zc.
  • An interface for performing updates is also useful.
  • Calibration of the measuring system should be provided before each measurement (e.g.
  • the method mentioned and the example arrangement described are used for extracting and analyzing aortic pulse waves and for determining hemodynamic parameters (PWPs) of pulse wave analysis, such as B.
  • PWPs hemodynamic parameters
  • Pulse wave speed used.
  • Fig. 2 shows an exemplary measured pressure curve in a blood vessel
  • Fig. 4 is an illustration of individual, detected over the base points
  • Fig. 9 shows an exemplary representation of prominent points in a
  • Fig. 10 shows an exemplary wave decomposition of a pulse wave in the
  • the arrangement includes a catheter 1, a pressure sensor 2 and a control and storage unit 3.
  • Pressure sensors form a measuring sensor unit. In the example given here, it is used indirectly invasively and placed at the desired location in the artery.
  • One embodiment provides that a
  • an EKG detection device 6 can be provided, via which an EKG (an electrocardiogram) is parallel
  • control and evaluation program 7 can be provided, which carries out the steps described in the method for processing, processing and evaluating the stored pressure signals.
  • Evaluation program can be imported and updated externally in the evaluation and control unit.
  • An interface 8 can also be provided for carrying out updates.
  • an interface 9 for exporting the data is useful, as is a device-internal or external GUI interface for a display 10 or an external evaluation unit 11, for example a PC, with an external evaluation program 12 for displaying the information, such as, for example, the pressure signals and certain parameters, such as B. determined foot points F, a transit time TT, an ejection time of the heart ED, an inflection point IP and / or the support points of pulse wave peaks such. B. PI and P2.
  • a switch 13 can be provided with which a procedure for calibrating or for calibrating the measuring system can be triggered before each measurement. This applies in particular to pressure calibration.
  • a procedure makes sense with which the damping coefficients differ
  • the data can also z. B. about the access of the A. Radialis raised and without the influence of the R peaks of the EKG
  • PEP variability is understood to mean fluctuations in the time between the electrical excitation of the heart (R peak in the ECG) and the actual start of ejection (foot point). This scatter leads to a blur in the PWV determination by the withdrawal method
  • the signal should be recorded in a sufficient resolution and sampling rate so that details in the pulse waves are retained.
  • a sampling rate of 1,000 Hz and a processing width of 12 bits have been found to be suitable, but these parameters are not limited to this.
  • the measured value quantity of the temporal pressure curve is then transformed either in the control and storage unit itself or in the external evaluation unit to a uniform standard so that its processing
  • the signal of the temporal pressure curve can, for example, be sampled up to a sampling frequency of 1,000 Hz.
  • a sampling frequency of 1,000 Hz For this sampling process you can
  • polynomials of degree 3 are determined for two neighboring sample points (xi, y and (x; + i , y; + i ):
  • the signal can be resampled. If the output signal is sampled to a sampling frequency of 1,000 Hz, the following applies in this case:
  • Signal interference can be eliminated by using suitable filters.
  • the recorded signals are first cleaned of interference by filters.
  • filters For example, high-pass and low-pass filters can be used for this.
  • the frequencies of 0.5 Hz for the high-pass filter and 50 Hz for the low-pass filter have been found to be suitable, but are not limited to this.
  • the individual cardiac cycles i.e. the individual pulse wave signals, in particular their start and end, are identified and extracted. Carrying out the first time derivative with a subsequent determination of the base point has turned out to be suitable, but is not limited to this.
  • FIG. 3 illustrates the footpoint method "intersecting tangent" used in the method for extracting the individual pulse waves PW from the signal curve.
  • footpoint method described here by way of example, all turning points w (i) in the signal curve are determined with a positive increase in the first derivation from the fact that the value of the first temporal derivation of the pressure curve PPW is extremal in its place:
  • variable w denotes the respective positions of the "positive"
  • the result is a set of all the determined peaks, ie peaks, within the pulse-like signal component.
  • the base points F of the individual pulse waves PW are located, for example, with the aid of intersecting tangents in the vicinity of each individual maximum in the 1st derivative, that is to say in the vicinity of the previously determined inflection point.
  • the first local minimum M in the time range before the individual pulse wave is sought. This local minimum M has a horizontal tangent t M.
  • the intersection S between the horizontal tangent t M and the regression line, ie the tangent t w is calculated.
  • This intersection point S projected onto the signal curve, is then the base point F of the pulse wave PW. This point can also be adjusted subsequently.
  • Fig. 4 shows the correspondingly extracted pulse waves PW in the registered
  • This sorted sequence of peaks is analyzed step by step. Each peak is then recorded as a turning point relevant for the signal evaluation if its minimum height is greater than 0 and if its distance from all turning points already detected is greater than a defined time interval with respect to a predetermined sample rate FS.
  • Each peak w (i) from the sequence s (i) is therefore a turning point idx if the following conditions (a) and (b) are fulfilled at the same time:
  • Condition (b) expresses that a peak w (i) must have a certain minimum distance D from a peak idx (j) that has already been identified. This minimum distance is independent of the sample rate. In the present example, this is, for example, 350 ms.
  • a subsequent ascending sorting of idx puts the indices in the correct chronological order.
  • the 1st derivative can be calculated using the "Savitzsky-Goley" method.
  • the pulse wave signals PW thus extracted are subsequently analyzed further.
  • the essential core of the signal processing is the separation of the individual pulse wave signal PW into a pulse wave basic signal PG and into one
  • Pulse wave echo signal PE Pulse wave echo signal PE.
  • FIG. 5 shows the basic principle of the wave decomposition method of the individual extracted pulse wave signal PW into the pulse wave basic signal PG and the pulse wave echo signal PE.
  • the pulse wave signal PG describes the
  • Pulse wave echo signal PE can be registered. Both signal components have a time offset T from one another. This time offset allows one, for example
  • the shape of the pulse wave signals can be further analyzed and classified.
  • FIGS 6, 7 and 8 show examples of different categories of
  • Pulse waves These differ in particular in their form.
  • the pulse waves are classified accordingly. Decisive for the classification are the different forms in the course of each individual pulse wave signal PW, or the existence of points and features of a first shoulder PI and a second shoulder P2 of each individual pulse peak, as well as a strength of a dicrotia or incision I of the respective pulse wave.
  • the first and the second shoulder of each individual pulse wave peak in each individual pulse wave individual signal describe the strength of the "double summit" of a peak. It describes the change in the
  • This reflected component is the pulse wave echo component.
  • the so-called Inflection Point IP is located between the double peaks of the pulse wave signal.
  • the correct position of IP has z.
  • each individual pulse wave can be classified into form classes.
  • the number of calculation functions i.e. the number of classes, is k, where k is a natural number greater than 0.
  • the assignment to a class can be made according to the "nearest neighbor" principle. For example, the one belonging to a pulse wave
  • the shape of the individual pulse wave differs from the shoulderless calculation function more than from that
  • the class specification thus specifies which functions, which are classified according to certain properties, profiles or symmetries, must be used in order to “fit” the individual pulse wave signal.
  • Classification possibility Another possibility to assign to a class is to carry out the similarity analysis with the help of a dynamic time equalization (DTW).
  • DTW dynamic time equalization
  • the period lengths of the individual pulse wave signals and their times are designed to be invariant and thus enable a comparison. This comparison makes the forms of the pulse waves comparable with one another and with respect to the calculation functions and can be assigned to the classes.
  • a class-specific algorithm can be specified for each of these classes, which determines the hemodynamic parameters for the class.
  • the pulse wave signals shown in FIGS. 6, 7 and 8 can be categorized into three different classes.
  • the pulse wave single signals PW of the pulse wave signals in Fig. 6 are e.g.
  • pulse waveforms belong to a class of one
  • the individual pulse wave signals of the pulse wave signals in FIG. 7 are e.g. B. also two peaks with a peak PI and a peak P2 and a minimum located between them.
  • the characteristics of the amplitude of the peaks PI and P2 have interchanged in comparison to the embodiment in Fig. 6.
  • the peak PI now has a higher amplitude than P2. Incision I clearly describes the end of expectoration from the heart. This pulse waveform can therefore
  • the individual pulse wave signals of the pulse wave signals in FIG. 8 are e.g. B. single-peaked and do not have clear peaks for PI and P2. Due to the
  • c and Ci + i are the coefficients of the two nearest neighbors.
  • FIG. 9 shows an exemplary representation of shape features which are detected on a single pulse wave signal by function classes and which can thus be classified. It shows an exemplary representation of a pulse wave with the points F (base point), PI, P2, IP (inflection point; arrival of the reflected wave) and ED (ejection duration; ejection time of the heart; F to incisal I). These class-specific physiological points and properties are among others determined in the signal and serve as useful support in determining the pulse wave velocity and the PWPs.
  • the signal processing is not limited to this.
  • the pulse wave ejected here is the above-mentioned pulse wave basic signal component PG and the reflected pulse wave is the pulse wave echo component PE.
  • the so-called flow curve and the curve of the so-called reservoir pressure can also be determined and shown here.
  • the reservoir pressure curve RP is calculated from the Ascendens pressure curve AP using a reservoir excess model based on the 3-element wind boiler model.
  • the flow curve FLW (Flow) is obtained by subtracting the reservoir pressure curve RP from the Ascendens curve AP.
  • a forward wave FW (P f ) and a backward wave BW (P b ) are separated by means of the flow curve (Q) and the ascendent curve (P).
  • the values Q of the flow curve and the Ascendens curve P depend on the values P f of the
  • the size z is a characteristic impedance of the blood vessel and serves as a scaling coefficient of the flow curve Q.
  • the backward wave BW is the returning component of the pulse wave reflected at an echo point in the blood vessel
  • the forward wave FW is the result of the amount of blood expelled from the heart in the blood vessel Flow direction moving component of the pulse wave.
  • the Forward Wave FW represents the forward signal component of the
  • Pulse wave signal the backward wave BW represents the reverse signal component of the pulse wave signal PW.
  • a so-called transit time TT can be determined in different ways. Firstly, the difference in the base points between the backward wave and the forward wave. Since the base points in the backward wave only Cross-correlation is a suitable alternative.
  • the TT represents the required degree of shift of the backward wave towards the forward wave.
  • Dynamic time equalization has proven to be suitable.
  • Another method for determining the TT can be determined via the time interval between the first zero crossings of the averaged forward and backward wave.
  • the “mean” function here means that the mean value for the forward wave Pf and the backward wave Pb are calculated and then subtracted from the overall signal Pb or Pf. The signal thus swings around the value zero Zero crossings are then used to determine the TT.
  • the length of the blood vessel for determining the PWV for example the aortic length, is measured independently. Alternatively, this can also be estimated using the following formula.
  • the aortic length (distance) in relation to the height of the person (height) results from the
  • the pulse wave speed PWV then results from the aortic length
  • E inc is the modulus of elasticity of the wall of the blood vessel, h the wall thickness of the blood vessel, r the clear radius of the blood vessel lumen and p the density of the blood fluid.
  • E 0 corresponds to E inc at an initial pressure of zero.
  • SBP corresponds to the systolic blood pressure, which is derived from the higher the amplitude of the respective pulse wave.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum automatisierten Bestimmen von hämodynamischen Parametern in einem Blutgefäß an invasiv aufgezeichneten Pulswellen durch die Analyse dieser Pulswellen und/oder von aus der Gesamtheit ausgewählten Pulswellen, mind. jedoch einer Pulswelle. Die invasive Messung und/oder Ermittlung der Pulswellenparameter (PWPs), insbesondere der Pulswellengeschwindigkeit (PWV), erfolgt mit den Verfahrensschritten: Einführen eines Druckmesskatheters mit einem Druckmesssensor bis zu einem vorgesehenen Messpunkt innerhalb des Blutgefäßes, Aufzeichnen und Speichern eines zeitlichen Druckverlaufs und Erfassen eines Pulswellensignals an dem Messpunkt, Identifikation und Klassifizierung der einzelnen Pulswellen aus dem Pulswellensignal, Analyse der Pulswellen hinsichtlich verschiedener Eigenschaften, z.B. Zeiten, Amplituden, Formen und/oder relevante Punkte, Bestimmung der PWV zum einen mittels eines Wellenzerlegungsverfahrens durch Ermitteln und Umrechnen eines Zeitversatzes mit einem gegebenen Referenzabstand zwischen einem Pulswellengrundsignalanteil und dem Pulswellenechoanteil des Blutgefäßsystems im Pulswellensignal, Bestimmung der PWV zum anderen mittels einer Wellenanalyse ohne Abhängigkeit zum Referenzabstand über ein gegebenes Druck/Fluss-Modell und ein Druck/Volumen-Modell des Blutgefäßsystems.

Description

VERFAHREN UND ANORDNUNG ZUM AUTOMATISIERTEN BESTIMMEN VON HÄMODYNAMISCHEN PARAMETERN IN EINEM BLUTGEFÄSS AN INVASIV AUFGEZEICHNETEN PULSWELLEN
BESCHREIBUNG
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum automatisierten Bestimmen von hämodynamischen Parametern in einem Blutgefäß an invasiv aufgezeichneten Pulswellen durch die Analyse dieser Pulswellen und/oder von aus der Gesamtheit ausgewählten Pulswellen, mindestens jedoch einer Pulswelle nach Anspruch 1.
A. Kardiovaskuläre Ereignisse definieren die Mortalität der Menschheit weltweit stark. Um das damit verbundene Risiko frühzeitig zu erkennen und ein solches Ereignis zu verhindern, werden zahlreiche hämodynamische Parameter erhoben und ausgewertet. Beispielsweise ist die Elastizität bzw. die Steifigkeit der Arterien dabei ein unabhängiger Prädiktor für kardiovaskuläre Ereignisse
(Herzinfarkt, Schlaganfall, Tod) und eine vielversprechende Möglichkeit,
Risikopersonen, insbesondere solche mit intermediärem kardiovaskulärem Risiko, differenziert bewerten zu können. Die Pulswellengeschwindigkeit (PWV)
beschreibt diese Gefäßsteifigkeit und ist ein nachgewiesener, offiziell anerkannter und beispielsweise in den ESH-Guidelines verankerter Parameter.
B. Neben der Pulswellengeschwindigkeit (PWV) spielt eine Vielzahl weiterer bekannter hämodynamischer Parameter eine wesentliche Rolle bei der Beurteilung des Arterienzustands einer Person, beispielsweise der Augmentationsindex, der Augmentationsdruck, der Cardiac Output oder die PWV-Variabilität. Diese
Parameter ermöglichen es, einzeln und/oder aus Ihrer Gesamtheit spezifische Informationen über die Steifigkeit der arteriellen Gefäßwand zu erhalten. Um die Parameter zu ermitteln, werden Pulswellen hinsichtlich verschiedener
Eigenschaften, z. B. Zeiten, Amplituden, Formen oder relevanter Punkte analysiert. Alle aus der Analyse von Pulswellen generierten Parameter sollen nachfolgend als „Pulswellenparameter" oder„PWP" bezeichnet werden.
C. Verschiedene PWPs beschreiben Rückschlüsse auf die Steifigkeit der arteriellen Gefäßwand, symbolisch steht hierfür der bekannteste dieser
Parameter, die Pulswellengeschwindigkeit (PWV). Die Bewertung der Steifigkeit der Arterienwand mit Hilfe der PWPs lässt wiederum Aufschlüsse über strukturelle Störungen der Arterien zu, die bestimmten Gefäßveränderungen zum Teil vorausgehen und sich zum anderen Teil parallel entwickeln.
Eine nach dem aktuellen Stand der Technik als Goldstandard gebräuchliche Messung der Steifigkeit der arteriellen Gefäßwand umfasst eine invasive Messung der PWV und weiterer PWPs an zwei Messpunkten in der Aorta mit Hilfe eines Herzkatheters. Beim Menschen wird hierzu in der Regel der Herzkatheter über einen Zugang über die Oberschenkel-Arterie (A. Femoralis) eingeführt. Es erfolgt dann eine Aufzeichnung von Druckwellen, die durch die regelmäßige Kontraktion des Herzens verursacht werden, an zwei Punkten invasiv im Blutgefäß,
beispielsweise zuerst in der aufsteigenden Aorta (A. Ascendens) und als Zweites, nach einem Rückzug des Katheters in Richtung der Aortengabelung
(Bifurkation)in rechter und linker Beinarterien. Dabei wird oftmals, aber nicht immer, gleichzeitig ein EKG registriert.
Die weitere Vorgehensweise erfolgt in der Regel wie folgt: Die zeitliche Differenz zwischen der R-Zacke im registrierten EKG und dem Fußpunkt der über den Katheter registrierten Druckwelle ergibt eine so genannte Transit-Zeit (TT). Die Transitzeit beschreibt die erforderliche Zeit, innerhalb der sich die Druckwelle von der Kontraktion des Herzens bis zum jeweiligen Messpunkt fortpflanzt. Die Differenz der Transitzeiten an dem ersten Messpunkt und an dem zweiten
Messpunkt ergibt dann die Laufzeit der Druckwellen zwischen dem ersten
Messpunkt und dem zweiten Messpunkt. Der Abstand des ersten Messpunktes und des zweiten Messpunktes wird bestimmt, indem der Katheter aus dem Blutgefäß zurückgezogen wird, wobei dabei dessen Rückzugslänge erfasst wird. Aus dem erfassten Laufzeitunterschied an den beiden Messpunkten und der Rückzugslänge des Katheters kann dann die PWV im Blutgefäß bestimmt werden.
D. Aufgrund der hohen volatilen Schwankungen der PWV und anderer PWPs sind regelmäßige Messungen an den betreffenden Personen empfehlenswert. Für derartige Messungen sind nichtinvasive Messsysteme erforderlich, welche im Alltag, außerhalb eines Katheter-Labors und teilweise auch außerhalb einer Arztpraxis angewandt werden. Nichtinvasive Messsysteme bedürfen jedoch einer Validierung, die sich nur durch invasive Messungen wie beschrieben realisieren lässt. Zunehmend setzt sich jedoch eine Änderung der invasiven Messmethodik durch. Für Herzkatheter-Untersuchungen wird überwiegend ein Zugang über die
Handgelenksarterie (A. Radialis) gewählt. Aus anatomischen und technischen Gründen ist dann jedoch die invasive Bestimmung der PWV und einiger anderer PWPs über einen Rückzug des Katheters nicht möglich. Das bedeutet jedoch, dass zukünftige nichtinvasive Systeme ebenfalls nicht oder nur sehr aufwendig invasiv validiert werden können, da dafür die Rückzugsmethode zwar Voraussetzung ist, aber zunehmend weniger angewendet wird.
Außerdem wurde in Studien eine hohe Interoperator-Variabilität bei der manuellen Auswertung der invasiven Druckkurven durch die Rückzugsmethode festgestellt. Das bedeutet, dass die gemessene PWV und andere PWPs stark von der individuellen Ausführung der Messung abhängig sind. Grund dafür sind sowohl Schwankungen der Hämodynamik während der sequentiellen Messung mit Rückzug, als auch die Zeitmessung zwischen dem EKG als Startpunkt und der Pulswelle als Endpunkt, welche teilweise durch Schwankungen der Vor-Auswurfs- Periode (Pre-Ejection-Period, PEP, PEP-Variabilität) verursacht werden. Dadurch wird die Objektivität und Genauigkeit der gemessenen PWV bereits beim erwähnten Goldstandard eingeschränkt.
Hinzu kommt der vergleichsweise hohe Aufwand der manuellen Auswertung.
Diese bindet teures Personal und stellt eine zusätzliche Fehlerquelle dar.
Außerdem muss die Rückzugslänge (d.h. der Abstand des Messpunktes in der A. Ascendens bis zur Bifurkation) sowie die Messpunkte möglichst exakt gemessen bzw. bestimmt werden. Dies ist unter realen Messbedingungen oft in einem nur unzureichenden Maße möglich.
E. Es besteht somit die Aufgabe, ein Verfahren zum automatisierten
Bestimmen von hämodynamischen Parametern in einem Blutgefäß an invasiv aufgezeichneten Pulswellen durch die Analyse dieser Pulswellen und/oder von aus der Gesamtheit ausgewählten Pulswellen, mind. jedoch einer Pulswelle
anzugeben, bei dem eine invasive Messung der PWPs, insbesondere der PWV, in einfacher Weise, ohne Rückzugsmethode, bei Minimierung möglicher
Fehlerquellen und mit hoher Genauigkeit ausführbar ist. Die Auswertung soll dabei automatisiert erfolgen und somit einfach, schnell und delegierbar ausführbar sein. Die Interoperator-Variabilität des Messvorgangs soll gesenkt und somit die Objektivität der Messung gesteigert werden. Weiterhin soll damit die Genauigkeit der invasiven Goldstandard-Methode gesteigert werden können.
Schließlich soll eine zukunftssichere Validierungsmöglichkeit für weitere
nichtinvasive Systeme zur Bestimmung der PWPs geschaffen werden.
Die Lösung der Aufgabe erfolgt mit einem Verfahren zum automatisierten
Bestimmen von hämodynamischen Parametern in einem Blutgefäß an invasiv aufgezeichneten Pulswellen durch die Analyse dieser Pulswellen und/oder von aus der Gesamtheit ausgewählten Pulswellen, mind. jedoch einer Pulswelle mit den Merkmalen des Anspruchs 1. Die Unteransprüche enthalten zweckmäßige bzw. vorteilhafte Ausführungsformen des Verfahrens.
Beispielhaft für alle PWPs erfolgt das Verfahren zum invasiven Messen einer Pulswellengeschwindigkeit in einem Blutgefäß mit folgenden Verfahrensschritten :
Es erfolgt ein Einführen eines Druckmesskatheters mit einem Druckmesssensor bis zu einem vorgesehenen Messpunkt innerhalb des Blutgefäßes. Anschließend erfolgt ein Aufzeichnen und Speichern eines zeitlichen Druckverlaufs und Erfassen mindestens eines Pulswellensignals an diesem Messpunkt.
In einem nächsten Verfahrensschritt erfolgt die Analyse von mindestens einem Pulswellensignal zur Bestimmung der PWPs, nachfolgend am Beispiel der PWV. Dies erfolgt auf mind. zwei verschiedene Arten, die gegebenenfalls auch kombiniert sein können und die Bestimmung robuster zu gestalten :
Zum einen wird z. B. ein sogenanntes Wellenzerlegungsverfahren (Wave- Separation) angewandt. Dabei wird durch Extrahieren eines Pulswellenechoanteils aus mindestens einem Pulswellensignal ein Zeitversatz zwischen einem
Pulswellengrundsignalanteil und dem Pulswellenechoanteil im Pulswellensignal ermittelt. Aus diesem Zeitversatz wird mittels eines gegebenen
Referenzabstandes zwischen einer Echostelle des Blutgefäßsystems und der Position des Druckmesssensors im Blutgefäßsystem eine PWV berechnet.
Zum anderen wird eine PWV z. B. mit Hilfe der sogenannten Wellenanalyse (Wave- Analysis) bestimmt. Dabei haben sich insbesondere die Modelle des Bramwell-Hill- Modells und über ein gegebenes Druck/Fluss-Modell des Blutgefäßsystems als geeignet erwiesen, sind jedoch nicht darauf beschränkt. Grundgedanke des Verfahrens ist es somit, den zeitlichen Druckverlauf im
Blutgefäß an nur einem einzigen Messpunkt im Blutgefäß aufzuzeichnen und den dabei aufgezeichneten Druckverlauf nachfolgend einer automatisierten
Signalverarbeitung zuzuführen. Erfindungswesentlich ist weiterhin, aus dem aufgezeichneten Druckverlauf ein Echosignal abzuseparieren, das im Verlauf des Blutgefäßsystems selbst erzeugt wird. Dieses Echosignal wird anschließend in einen Zeitversatz umgerechnet, aus dem sich die PWV direkt bestimmen lässt. Erfindungswesentlich ist außerdem, dass an der an dem einzigen Messpunkt aufgezeichneten mindestens einen Pulswelle eine Analyse hinsichtlich der
Bestimmung relevanter Punkte und Flächen am Signal zur Ermittlung weiterer PWPs, z. B. dem Augmentationsindex, Augmentationsdruck und Cardiac Output durchgeführt wird.
Bei einer vorteilhaften Gestaltung des Verfahrens erfolgt zum Erfassen des Pulswellensignals eine Signalfilterung des gespeicherten zeitlichen Druckverlaufs unter Verwendung eines Hoch- und/oder eines Tiefpassfilters. Signalanteile im Druckverlauf, die durch Störungen oder außerhalb eines als typisch
angenommenen Frequenzbereiches liegen, werden dabei ausgefiltert und gehen nicht in die nachfolgende Signalverarbeitung ein.
Vorteilhafterweise erfolgt bei dem Erfassen des Pulswellensignals eine
Klassifizierung von erfassten einzelnen Pulswellen, wobei in einem ersten Schritt eine Fußpunktdetektion zum Identifizieren jeder einzelnen Pulswelle erfolgt und in einem zweiten Schritt an der einzelnen Pulswelle eine Signalanalyse zum Bestimmen physiologisch relevanter Signalpunkte ausgeführt wird. Hierdurch können die Formen des Signalverlaufs berücksichtigt werden und in die
nachfolgende Auswertung einfließen.
Die Extraktion des Pulswellenechoanteils nach dem Wellenzerlegungsverfahren erfolgt bei einer vorteilhaften Gestaltung so, dass an den erfassten Pulswellen zur Extraktion des Pulswellenechoanteils eine Zerlegung der klassifizierten Pulswelle in einen Vorwärts-Signalanteil und in einen Rückwärts-Signalanteil erfolgt. Dabei ist der Vorwärts-Signalanteil das Pulswellengrundsignal, während der Rückwärts- Signalanteil das Pulswellenechosignal ist.
Zweckmäßigerweise wird zwischen dem Vorwärts-Signalanteil und dem
Rückwärts-Signalanteil eine Zeitdifferenz als Zeitversatz bestimmt. Die Bestimmung der Zeitdifferenz kann über die identifizierten Fußpunkte des Pulswellengrundsignals und dem Pulswellenechosignals oder über das Verfahren der Kreuzkorrelation erfolgen.
Bei einer Ausführungsform kann als gegebener Referenzabstand eine auf eine Körpergröße bezogene Reflexionsdistanz zu einer markanten, ein Druckecho erzeugenden Stelle innerhalb des Blutgefäßsystems verwendet werden.
Ergänzend kann aus dem über das Wellenzerlegungsverfahren bestimmten PWV- Wert mit dem über die Wellenanalyse ermittelten PWV-Wert eine gewichtete PWV bestimmt werden.
Vorteilhafterweise werden die Verfahrensschritte plattformunabhängig
ausgeführt, wobei über eine Variation der Abtastraten des Druckverlaufs und des Pulswellensignals eine Approximation auf eine Standard-Auflösung eine
Vergleichbarkeit zwischen verschiedenen geräteabhängigen Aufnahmetechniken realisiert wird.
Eine Anordnung zum Ausführen eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche umfasst einen in dem Blutgefäß einführbaren und platzierbaren Messsensor, eine Auswerte- und Speichereinheit zum Aufnehmen, Speichern und Verarbeiten der Daten der von dem Messsensor erfassten Druckdaten und ein in der Auswerte- und Steuereinheit implementiertes Steuer- und
Auswerteprogramm.
Bei einer zweckmäßigen Gestaltung ist der Messsensor als ein indirekter
Messsensor aus einem invasiv in das Blutgefäß einführbaren und mit einem Fluid gefüllten Katheter und einem außerhalb des Blutgefäßes befindlichen
Druckaufnehmers ausgebildet.
Die Auswerte- und Steuereinheit kann zusätzlich auch eine Schnittstelle zum Anschließen einer EKG-Erfassungseinrichtung aufweisen. Hierdurch lassen sich die Pulswellendaten zusammen mit EKG-Daten überwachen und auswerten. Zweckmäßigerweise kann die Auswerte- und Steuereinheit eine
Auswahlmöglichkeit zum Auslösen eines Eich- und Kalibriervorgangs und/oder zur Abstimmung mit einer anzuschließenden Messeinheit aufweisen.
Es werden nun nachfolgend beispielhaft zweckmäßige bzw. vorteilhafte
Ausführungsformen des Verfahrens bzw. der Vorrichtung angegeben. Zur
Verdeutlichung dienen die Figuren 1 bis 10.
Nachfolgend erläutert werden eine Apparatur und ein Verfahren zur Bestimmung von Pulswellenparametern (PWPs), insbesondere der Pulswellengeschwindigkeit (PWV) an invasiv aufgezeichneten Pulswellen.
Grundprinzip des Verfahrens ist eine an nur einem Ort ausgeführte so genannte Single-Point-Messung. Bei der Messung wird der zeitliche Signalverlauf des Druckes am Messpunkt aufgezeichnet und ausgewertet. Ziel des Verfahrens ist dabei das Bestimmen und Auswerten eines Pulswellenechos, das sich aus dem Zusammenwirken des Blutflusses, des Blutdruckes und des Verlaufs der Arterien, bspw. aus der körperabwärts gelegenen Aortenbifurkation mit der Gabelung der Aorta in die linke und rechte Oberschenkelarterie, ergibt. Dies erfolgt prinzipiell in der Weise, indem an dem gemessenen Signalverlauf eine Reihe von Parametern z. B. eine Reihe von Funktionen und Stützstellen und deren Zeitabstände bestimmt werden. So kann z. B. bei einer bekannten Reflexionsdistanz unter Verwendung der ermittelten Zeitabstände auf die PWV rückgeschlossen werden.
Das Verfahren erfolgt beispielhaft mit den folgenden, weiter unten genauer erläuterten prinzipiellen Verfahrensschritten. Es wird hier beispielhaft von einer invasiven Messung in einem arteriellen Blutgefäß ausgegangen.
In einem ersten Schritt werden zeitliche Druckverläufe gemessen. Diese zeitlichen Druckverläufe repräsentieren arterielle Druckkurven. Dazu werden mit Hilfe einer Messeinheit diese Druckkurven in einer menschlichen Arterie erfasst und gespeichert. Die Druckverlaufsmessung erfolgt auf invasivem Wege.
Der Messvorgang erfolgt zum Beispiel so, dass in Verbindung mit einer
Herzkatheter-Untersuchung ein Zugang über die Arterie am Handgelenk (A.
Radialis) gelegt und dort der Druckmesssensor bis an eine bestimmte Stelle in die Arterie vorgeschoben wird. Das Verfahren ist jedoch grundsätzlich nicht auf diesen besonderen Zugang beschränkt, sondern kann prinzipiell über jeden arteriellen Zugang ausgeführt werden.
Es wird mindestens ein Druckkurvenverlauf, d.h. eine Pulswelle, aufgezeichnet. Jedoch empfiehlt es sich, über ein bestimmtes Zeitintervall hinweg mehrere Druckkurven aufzuzeichnen. Die Länge dieses Zeitintervalls kann beispielsweise 10 Sekunden betragen.
In einem nächsten Schritt werden aus den aufgenommenen zeitlichen
Druckverläufen die einzelnen Pulswellensignale extrahiert. Dies erfolgt mit den folgenden Schritten:
Ist der Druckmesssensor in der gewünschten Position in der Arterie platziert (z. B. in der A. Ascendens), werden die Signale mit den Druckschwankungen, das heißt mit den Druckverläufen gespeichert. Die aufgezeichneten Signale werden zunächst durch Filter von Störungen bereinigt. Hierzu können beispielsweise Hochpass- und/oder Tiefpass-Filter zur Anwendung kommen. Die Frequenzen von 0,5 Hz für den Hochpass-Filter und 50 Hz für den Tiefpassfilter haben sich dabei als geeignet herausgestellt, sind jedoch nicht darauf beschränkt. Anschließend werden durch ein Auswerteprogramm die einzelnen Pulswellensignale,
insbesondere deren Start und deren Ende, in den Druckverläufen automatisiert erfasst. Dazu eignet sich beispielsweise die Fußpunktmethode, z. B. mit Hilfe der Intersecting-Tangent-Methode oder der Upstroke-Methode. Jedoch ist das
Bestimmen der Pulswellen nicht auf diese Methoden beschränkt. Die detektierten Fußpunkte der Pulswellen sind wichtige Parameter bei der Bestimmung der Pulswellengeschwindigkeit.
Anschließend werden die erfassten Pulswellen klassifiziert. Dabei werden die einzelnen Pulswellen auf ihre Form hin analysiert. Dies lässt eine Klassifikation in mindestens eine Klasse zu, welche einen wesentlichen Einfluss auf die
klassenbezogene Weiterverarbeitung der Signale hat.
In einem nächsten Schritt wird an den klassifizierten Pulswellensignalen eine Signalanalyse ausgeführt. Es werden klassenspezifisch physiologische Punkte und Eigenschaften des Pulswellensignals bestimmt, wie bspw. Ejection Duration ED (Auswurfzeit des Herzens), ein so genannter Inflection Point IP (Ankunft der reflektierten Welle) oder eine charakteristische Impedanz Zc (Wellenwiderstand). Die Punkte PI (First Shoulder) und P2 (Second Shoulder) haben sich für die Klassifizierung als nützliche Stützstellen herausgestellt. Zur Signalanalyse eignen sich insbesondere die Empiric-Wavelet-Transformation (EWT) zusammen mit einer Differenzierung und Fourier-Transformationen. Für die Klassifizierung hat sich insbesondere die dynamische Zeitentzerrung (DTW) als geeignet herausgestellt. Jedoch sind die beschriebenen Analyseschritte nicht auf diese Methoden beschränkt.
Aus diesen klassifizierten Pulswellensignalen werden für das
Wellenzerlegungsverfahren jeweils ein Pulswellengrundsignalanteil und ein Pulswellenechoanteil ermittelt, deren Zeitversatz zueinander bestimmt werden.
Die Ermittlung beider Signalanteile und die Extraktion des Pulswellenechoanteils kann beispielsweise über die Bestimmung einer so genannten Flusskurve erfolgen. Diese Flusskurve kann statistisch gemittelt bspw. als Dreieck beginnend bei dem Fußpunkt (F), dem Maximum im Inflection Point (IP) und dem Ende auf Höhe von Ejection Duration ED verwendet werden. Ein robusteres Verfahren ist das so genannte Reservoir-Excess-Modell. Die dabei ermittelte Excess-Kurve kann als Flusskurve verwendet werden. Im Anschluss können die klassifizierten
Pulswellen in die jeweiligen vorwärts gerichteten Wellen (nach dem Auswurf), d.h. in den Vorwärts-Signalanteil und die rückwärts gerichteten Wellen (nach der Reflexion an den Gefäßwänden und Gefäßabzweigungen), d.h. in den Rückwärts- Signalanteil, zerlegt werden.
Der Vorwärts-Signalanteil ist dann der Pulswellengrundsignalanteil, der
Rückwärts-Signalanteil repräsentiert dann den Pulswellenechoanteil im einzelnen Pulswellensignal. Im nächsten Schritt wird die Zeitdifferenz zwischen dem
Pulswellengrundsignalanteil und dem Pulswellenechosignalanteil, bestimmt. Die Bestimmung der Zeitdifferenz kann über die identifizierten Fußpunkte des
Pulswellengrundsignals und dem Pulswellenechosignal erfolgen. Das Verfahren der Kreuzkorrelation, welche durch Verschiebung der beiden Signale
Pulswellengrundsignal und dem Pulswellenechosignals ineinander die Zeitdifferenz bestimmt, hat sich als jedoch als robuster herausgestellt.
Um mit Hilfe des Wellenzerlegungsverfahrens z. B. eine PWV zu bestimmen, ist die Bestimmung oder die Festlegung einer Länge erforderlich. Diese Länge bildet einen Referenzabstand für die Bestimmung der PWV und geht als Auswerteparameter in die Signalverarbeitung mit ein. Es handelt sich hier insbesondere um den Abstand zwischen der Position des Druckmesssensors und der Echostelle im Blutgefäßsystem, die den Pulswellenechosignalanteil verursacht.
Dieser Referenzabstand kann entweder gemessen werden und führt dann zur Vorgabe insbesondere einer Arterienlänge, welche für die Reflexion als geeignet herangezogen wird. Es lässt sich jedoch auch z. B. anhand der Körpergröße der untersuchten Person eine effektive Reflexionsdistanz (EfRD) bestimmen.
Alternativ kann durch den Einsatz der Wellenanalyse die PWV ohne Angabe einer Distanz bestimmt werden. Dabei haben sich insbesondere die Modelle des
Bramwell-Hill-Modells und ein Druck/Fluss-Modell des Blutgefäßsystems als geeignet erwiesen, sind jedoch nicht darauf beschränkt. Hierdurch kann somit die Bestimmung der Rückzugslänge entfallen. Das Verhältnis zwischen Volumen und Druck (PV-Relation) spiegelt in dem Modell beispielsweise die so genannte arterielle Compliance wider, welche im Bramwell-Hill-Modell benötigt wird. Mit Hilfe des PU-Loops, welcher das Verhältnis zwischen der Flussgeschwindigkeit und dem Druck in der Arterie widerspiegelt, kann über den Anstieg zu Beginn die PWV an einer lokalen Stelle abgeleitet werden. Ebenso geeignet ist die Korteweg- Gleichung, welche über das Elastizitätsmodul der Blutgefäßwand die Abhängigkeit des Blutdruckes mitberücksichtigt.
Alle Ansätze, wie das beschriebene Wellenzerlegungsverfahren unter
Einbeziehung der Länge und die Wellenanalyse, welche unabhängig von der Länge ist, können anschließend gemeinsam betrachtet werden, wobei hierdurch die PWV mit unterschiedlichen Ansätzen unabhängig voneinander bestimmt wird (Fusion-Ansatz). Die Ergebnisse können anschließend gewichtet miteinander verrechnet werden, so dass die final bestimmte Pulswellengeschwindigkeit der realen PWV am besten entspricht.
Das Verfahren wird zweckmäßigerweise plattformunabhängig ausgeführt.
Beispielsweise kann durch ein Hoch- bzw. Herunter-Samplen der Abtastrate und einer Approximation auf eine Standard-Auflösung eine Vergleichbarkeit zwischen verschiedenen Aufnahmen (d.h. insbesondere verschiedener Patienten) und unterschiedlichen Messeinheiten (wie z. B. unterschiedliche Katheter-Typen, so genannte smarte Stents und dergleichen andere Mess-Sensoriken) erreicht werden. Die Werte 1.000 Hz und 12 Bit haben sich dabei als geeignet
herausgestellt, sind jedoch nicht darauf beschränkt.
Zum Ausführen des Verfahrens ist folgende Anordnung zweckmäßig, deren Merkmale nachfolgend auch anhand von Beispielen erläutert werden :
Es ist eine Messeinheit vorgesehen. Die Messeinheit besteht aus einem
Messsensor, welcher an einer Steuer- und Speichereinheit angeschlossen ist. Dieser Messsensor kann direkt oder indirekt invasiv eingesetzt und an der gewünschten Stelle in der Arterie platziert werden. Eine Ausgestaltungsform sieht dabei vor, dass ein flüssigkeitsgefüllter Katheter mit dem Zugang über die A. Radialis in der A. Ascendens platziert und an einen Drucksensor angeschlossen wird. Dabei befinden sich der zu dem Katheter zugehörige Druckdomen und die Steuer- und Speichereinheit außerhalb des Messpunktes, d.h. insbesondere außerhalb des Körpers. Optional kann eine EKG-Erfassungseinrichtung
vorgesehen sein, über die ein EKG (ein Elektrokardiogramm) parallel geschrieben und gespeichert werden kann.
Weiterhin ein Steuer- und Auswerteprogramm vorgesehen, welches die
beschriebenen Schritte zur Aufbereitung, Verarbeitung und Auswertung der gespeicherten Drucksignale automatisiert ausführt.
Es kann außerdem eine Schnittstelle zum Exportieren der Daten vorgesehen sein ebenso wie eine GUI-Schnittstelle zum Anzeigen der Informationen, wie bspw. der Drucksignale sowie bestimmter Parameter, wie z. B. der Fußpunkte PO, der Transit-Zeit TT, der Auswurfzeit des Herzens ED, des Inflection Points IP, der Pulswellenpeaks z. B. PI und PI und/oder des Wellenwiderstands Zc. Außerdem ist eine Schnittstelle zur Durchführung von Updates sinnvoll.
Zusätzlich kann bei einer Ausführungsform ein Schalter zum Eichen bzw.
Kalibrieren des Messsystems vor jeder Messung vorgesehen sein (bspw.
Druckkalibrierung). Außerdem ist je nach eingesetzter Messeinheit (Katheter, smarter Stent und derartige Vorrichtungen) eine individuelle Bestimmung des Dämpfungskoeffizienten und der Resonanzfrequenz sinnvoll.
Das genannte Verfahren sowie die beschriebene Beispiel-Anordnung werden zum Extrahieren und Analysieren aortaler Pulswelle und zur Bestimmung hämodynamischer Parameter (PWPs) der Pulswellenanalyse, wie z. B.
Pulswellengeschwindigkeit, verwendet.
Das Verfahren und die Anordnung sollen nachfolgend zusätzlich anhand der beigefügten Figuren erläutert werden.
Es zeigt:
Fig. 1 eine beispielhafte Grundkonfiguration der Messanordnung,
Fig. 2 einen beispielhaften gemessenen Druckverlauf in einem Blutgefäß
Fig. 3 eine Darstellung der Fußpunktmethode,
Fig. 4 eine Darstellung einzelner, über die Fußpunkte erfasster
Pulswellen,
Fig. 5 eine prinzipielle Darstellung verschiedener Signalanteile an einem einzelnen Pulswellensignal,
Fig. 6, 7 und 8 jeweils eine beispielhafte Darstellung möglicher Klassifizierungen der Pulswellenverläufe,
Fig. 9 eine beispielhafte Darstellung markanter Punkte in einer
Pulswelle,
Fig. 10 eine beispielhafte Wellenzerlegung einer Pulswelle bei der
Signalanalyse.
Fig. 1 zeigt eine Grundkonfiguration für eine Anordnung zum Ausführen des Verfahrens. Die Anordnung beinhaltet einen Katheter 1, einen Druckaufnehmer 2 sowie eine Steuer- und Speichereinheit 3. Der Katheter 1 und der
Druckaufnehmer bilden eine Messsensoreinheit. In dem hier gegebenen Beispiel wird diese indirekt invasiv eingesetzt und an der gewünschten Stelle in der Arterie platziert. Eine Ausgestaltungsform sieht dabei vor, dass ein
flüssigkeitsgefüllter Katheter 1 mit dem Zugang über die A. Radialis 4 in der A. Ascendens 5 platziert und an den externen Druckaufnehmer 2 angeschlossen wird. Dabei befinden sich der zu dem Katheter zugehörige Druckaufnehmer 2 und die Steuer- und Speichereinheit 3 außerhalb des Messpunktes, d.h. insbesondere außerhalb des Körpers. Optional kann eine EKG-Erfassungseinrichtung 6 vorgesehen sein, über die ein EKG (ein Elektrokardiogramm) parallel
mitgeschrieben und gespeichert werden kann.
Weiterhin kann ein Steuer- und Auswerteprogramm 7 vorgesehen sein, welches die im Verfahren beschriebenen Schritte zur Aufbereitung, Verarbeitung und Auswertung der gespeicherten Drucksignale durchführt. Das Steuer- und
Auswerteprogramm kann extern in die Auswerte- und Steuereinheit eingespielt und aktualisiert werden.
Es kann außerdem eine Schnittstelle 8 zur Durchführung von Updates vorgesehen sein. Außerdem ist eine Schnittstelle 9 zum Exportieren der Daten sinnvoll, ebenso wie eine geräteinterne oder externe GUI-Schnittstelle für ein Display 10 oder eine externe Auswerteeinheit 11, beispielsweise einen PC, mit einem externen Auswerteprogramm 12 zum Anzeigen der Informationen, wie bspw. der Drucksignale sowie bestimmter Parameter, wie z. B. ermittelter Fußpunkte F, einer Transit-Zeit TT, einer Auswurfzeit des Herzens ED, eines Inflection Points IP und/oder die Stützstellen von Pulswellenpeaks wie z. B. PI und P2.
Zusätzlich kann bei einer Ausführungsform ein Schalter 13 vorgesehen sein, mit dem sich eine Prozedur zum Eichen bzw. zum Kalibrieren des Messsystems vor jeder Messung auslösen lässt. Dies betrifft insbesondere eine Druckkalibrierung. Außerdem ist bei der Gestaltung des Steuer- und Auswerteprogramms eine Prozedur sinnvoll, mit der sich Dämpfungskoeffizienten verschiedener
Gestaltungen der eingesetzten Messeinheit bestimmen lassen. Hierdurch lassen sich die Eigenschaften von Kathetern, eines so genannten smarten Stents und weitere Komponenten bei der Signalauswertung berücksichtigen. Eine individuelle Bestimmung des Dämpfungskoeffizienten und der Resonanzfrequenzen der genannten Komponenten ist dadurch ausführbar und messtechnisch sinnvoll.
Fig. 2 zeigt die durch das Verfahren zunächst erfassten Rohdaten. Dargestellt ist hier ein Druckverlauf in Abhängigkeit von der Zeit. Diese Signale werden an dem Messpunkt vom Drucksensor registriert und von der Speichereinheit
aufgezeichnet. Ein Rückzug und das zeitlich parallele Registrieren eines EKGs sind nicht erforderlich. Die Daten können damit auch z. B. über den Zugang der A. Radialis erhoben und ohne den Einfluss der aus den R-Peaks des EKGs
stammenden PEP-Variabilität ausgewertet werden. Unter PEP-Variabilität versteht man Schwankungen der Zeit zwischen der elektrischen Erregungsausbreitung des Herzens (R-Peak im EKG) bis zum tatsächlichen Beginn des Auswurfs (Fußpunkt). Diese Streuung führt zu einer Unschärfe bei der PWV-Bestimmung durch die Rückzugsmethode
Das Signal sollte in einer hinreichenden Auflösung und Abtastrate aufgezeichnet werden, damit Details in den Pulswellen erhalten bleiben. Eine Abtastrate von 1.000 Hz und eine Verarbeitungsbreite von 12 Bit haben sich als geeignet herausgestellt, diese Parameter sind aber nicht darauf beschränkt.
Sowohl die Abtastrate als auch die Auflösung sind an sich nicht festgelegt, sondern an sich ausschließlich gerätespezifische Größen. Zur Gewährleistung einer Plattformunabhängigkeit und somit einer bestmöglichen Verarbeitbarkeit wird die Messwertmenge des zeitlichen Druckverlaufs anschließend entweder in der Steuer- und Speichereinheit selbst oder in der externen Auswerteeinheit auf einen einheitlichen Standard so transformiert, dass deren Verarbeitung
plattformunabhängig und damit vereinheitlicht erfolgen kann. Hierzu kann das Signal des zeitlichen Druckverlaufs beispielsweise auf eine Abtastfrequenz von 1.000 Hz hochgesampelt werden. Für diesen Samplingprozess können
verschiedene Approximationsverfahren zur Anwendung kommen. Insbesondere wird hierzu z. B. die sogenannte kubische Splineapproximation eingesetzt. Bei dieser Approximation werden zwei benachbarte Samplepunkte approximiert.
Für die kubische Splineapproximation werden für zwei benachbarte Samplepunkte (xi,y und (x;+i,y;+i) Polynome vom Grad 3 ermittelt:
st(x) = aέ + fcj(x— cέ) + CjCx— cέ)2 + dj(x— jCj) 3
Dabei gilt wegen der Stetigkeit des zu sampelnden Signals die
Stetigkeitsforderung Si(xi + i ) = Si+ i (xi+ i ) , wobei s zweimal stetig differenzierbar sein muss:
Si,(Xi+ l ) = Si + l ,(Xi+ l ) Si, ,(Xi+ l ) = Si+ l , ,(xi + l )
Bei der Wahl eines neuen hx ist eine Neuabtastung des Signals durchführbar. Wird das Ausgangssignal auf eine Abtastfrequenz von 1.000 Hz hochgesampelt, so gilt in diesem Fall somit:
Figure imgf000017_0001
Die Wahl der Art des Splinetyps bezüglich der Ränder spielt allerdings keine ausschlaggebende Rolle.
Auftretende Signalstörungen können durch geeignete Filter eliminiert werden. Die aufgezeichneten Signale werden zunächst durch Filter von Störungen bereinigt. Hierzu können beispielsweise Hochpass- und Tiefpass-Filter zur Anwendung kommen. Die Frequenzen von 0,5 Hz für den Hochpass-Filter und 50 Hz für den Tiefpassfilter haben sich dabei als geeignet herausgestellt, sind jedoch nicht darauf beschränkt.
Anschließend werden in dem aufgenommenen Signal die einzelnen Herzzyklen, d.h. die einzelnen Pulswellensignale, insbesondere deren Start und deren Ende, identifiziert und extrahiert. Das Ausführen der ersten zeitlichen Ableitung mit einer nachfolgenden Fußpunktbestimmung hat sich als geeignet herausgestellt, ist jedoch nicht darauf beschränkt.
Fig. 3 zeigt illustrierend die bei dem Verfahren eingesetzte Fußpunktmethode „Intersecting-Tangent" zum Extrahieren der einzelnen Pulswellen PW aus dem Signalverlauf. Bei der hier beispielhaft beschriebenen Fußpunktmethode werden alle Wendepunkte w(i) im Signalverlauf mit einem positiven Anstieg bestimmt. Diese zeichnen sich in der ersten Ableitung gerade dadurch aus, dass an deren Stelle der Wert der ersten zeitlichen Ableitung des Druckverlaufs PPW extremal ist:
Figure imgf000017_0002
Die Variable w bezeichnet dabei die jeweiligen Positionen der„positiven"
Wendepunkte auf der Zeitachse. Das Ergebnis ist eine Menge aller ermittelten Ausschläge, d.h. Peaks, innerhalb des pulsartigen Signalanteils. Ausgehend vom jeweils ermittelten Wendepunkt werden die Fußpunkte F der einzelnen Pulswellen PW beispielsweise mit Hilfe sich schneidender Tangenten in der Umgebung jedes einzelnen Maximums in der 1. Ableitung lokalisiert, d.h. also in der Umgebung des zuvor bestimmten Wendepunktes. Neben der ermittelten Tangente tw im Wendepunkt w(i) wird dabei das erste lokale Minimum M im zeitlichen Bereich vor der einzelnen Pulswelle gesucht. Dieses lokale Minimum M weist eine waagerechte Tangente tM auf. Anschließend wird der Schnittpunkt S zwischen der waagerechten Tangente tM und der Regressionsgeraden, d.h. der Tangente tw berechnet. Dieser Schnittpunkt S, projiziert auf den Signalverlauf, ist dann der Fußpunkt F der Pulswelle PW. Dieser Punkt kann nachfolgend auch zusätzlich adjustiert werden.
Fig. 4 zeigt die entsprechend extrahierten Pulswellen PW im registrierten
Druckverlauf. Diese sind durch die Fußpunkte F voneinander abgetrennt und identifiziert.
Anschließend werden alle Peaks der 1. Ableitung der Größe nach absteigend sortiert.
Figure imgf000018_0001
dabei ist s hier die sortierte Folge der ermittelten Wendepunkte.
Diese sortierte Folge s der Peaks wird schrittweise analysiert. Jeder Peak wird dann als ein für die Signalauswertung relevanter Wendepunkt erfasst, wenn dessen Mindesthöhe größer als 0 ist und wenn dessen Abstand zu allen bereits erfassen Wendepunkten größer als ein festgelegtes zeitliches Intervall bezüglich einer vorgegebenen Samplerate FS ist.
Jeder Peak w(i) aus der Folge s(i) ist somit dann ein Wendepunkt idx, wenn folgende Bedingungen (a) und (b) gleichzeitig erfüllt sind :
(a) s(i ) > 0 und 1.000 > Drmit j < i
Figure imgf000018_0002
Die Bedingung (b) bringt zum Ausdruck, dass ein Peak w(i) einen bestimmten Mindestabstand D zu einem bereits identifizierten Peak idx(j) aufweisen muss. Dieser Mindestabstand ist unabhängig von der Samplerate. Im hier vorliegenden Beispiel beträgt dieser beispielsweise 350 ms.
Ein folgendes aufsteigendes Sortieren von idx bringt die Indizes in die richtige zeitliche Reihenfolge.
Um ein eventuelles Rauschen und geringe Störungen im Signal und erst recht bei der Differentiation zu vermeiden, kann die 1. Ableitung ggf. nach dem Verfahren von„Savitzsky-Goley" berechnet werden.
Von entscheidender Bedeutung für die Identifikation der einzelnen Pulswelle im pulsierenden Signalanteil ist die Lage ihrer jeweiligen Fußpunkte. Diese können wie bereits beschrieben aus den Wendepunkten heraus ermittelt werden.
Für jeden Fußpunkt F mit den Koordinaten Fj(x, y) gilt dabei
Xj = idx(j ) - i gap wobei unter gap die jeweilige Lücke in den Samples zu verstehen ist, und y, = PPW(XI) mit i = l,...,n die Regressionspunkte neben dem Wendepunkt idx(j). Dabei ist n die Anzahl der Regressionspunkte. Basierend auf den Koordinaten (x,, y,) der Fußpunkte Fj können nun Koeffizienten a,b einer Geradengleichung g(x) = ax + b ermittelt werden.
Die so extrahierten Pulswellensignale PW werden nachfolgend weiter analysiert. Wesentlicher Kern der Signalverarbeitung ist dabei die Separation des einzelnen Pulswellensignals PW in ein Pulswellengrundsignal PG und in ein
Pulswellenechosignal PE.
Fig. 5 zeigt das Grundprinzip des Wellenzerlegungsverfahrens des einzelnen extrahierten Pulswellensignals PW in das Pulswellengrundsignal PG und das Pulswellenechosignal PE. Das Pulswellengrundsignal PG beschreibt den
Druckverlauf des Pulswellensignals, der sich einstellen würde, wenn das Blutgefäß keine Echostelle aufweisen würde. An der Echostelle des Blutgefäßes wird jedoch die Pulswelle teilweise reflektiert und ist am Ort der invasiven Druckmessung als Pulswellenechosignal PE registrierbar. Beide Signalanteile weisen zueinander einen Zeitversatz T auf. Dieser Zeitversatz erlaubt beispielsweise einen
Rückschluss auf die Pulswellengeschwindigkeit PWV zwischen dem Ort der invasiven Druckmessung und der bekannten Echostelle im Blutgefäßsystem.
Neben der Bestimmung der PWV durch Zerlegung in Pulswellengrundsignal und Pulswellenechosignal können die Pulswellensignale weiter in ihrer Form analysiert und klassifiziert werden.
Die Figuren 6, 7 und 8 zeigen beispielhaft unterschiedliche Kategorien von
Pulswellen. Diese unterscheiden sich insbesondere in ihrer Form. Entsprechend erfolgt davon ausgehend eine Klassifizierung der Pulswellen. Ausschlaggebend für die Klassifizierung sind die unterschiedlichen Ausprägungen im Verlauf jedes einzelnen Pulswellensignals PW, beziehungsweise die Existenz von Punkten und Merkmalen einer ersten Schulter PI und einer zweiten Schulter P2 jedes einzelnen Pulspeaks sowie eine Stärke einer Dikrotie bzw. Inzisur I der jeweiligen Pulswelle.
Bei der Klassifizierung beschreiben die erste und die zweite Schulter jedes einzelnen Pulswellenpeaks in jedem einzelnen Pulswelleneinzelsignal die Stärke der„Doppelgipfeligkeit" eines Peaks. Sie beschreibt die Veränderung der
Pulswelle durch das Eintreffen einer reflektierten Welle. Dieser reflektierte Anteil ist der Pulswellenechoanteil. Zwischen den Doppelgipfeln des Pulswellensignals befindet sich der so genannte Inflection Point IP. Die korrekte Position von IP hat z. B. beim Wellenzerlegungsverfahrung einen hohen Einfluss auf die ermittelte PWV. Die Geschwindigkeit in welcher das Pulswellenecho zurückgeworfen wird und damit den zeitlichen Abstand zwischen den Stützstellen PI und P2
beeinflusst, beschreibt somit, wie„rund" die einzelne Periode, d.h. die einzelne Pulswelle, in ihrem Verlauf ist und wie stark das Pulswelleneinzelsignal von der runden Form abweicht. Wenn das Pulswellenecho aufgrund eines versteiften Blutgefäßsystems sehr schnell zurückkommt, kann man eine Doppelgipfeligkeit feststellen. Hier ist meist die Amplitude von PI niedriger als von P2. Kommt das Pulswellenecho besonders langsam zurück, spricht man ebenfalls von einer Doppelgipfligkeit, jedoch ist hier PI höher als P2. Zwischen diesen beiden Formen ist die Mischform zu beobachten, welche nur einen Gipfel ausgeprägt hat.
Ausgehend davon kann jede einzelne Pulswelle in Formklassen eingeordnet werden. Die Anzahl der Berechnungsfunktionen, also die Klassenanzahl, beträgt k, wobei k eine natürliche Zahl größer 0 ist. Die Zuordnung zu einer Klasse kann nach dem Prinzip des„nächsten Nachbarn" erfolgen. So kann beispielsweise das zu einer Pulswelle gehörende
Pulswelleneinzelsignal PW eine linksseitige Schulter aufweisen, während eine erste Berechnungsfunktion der Klasse k = 1 keine linksseitige Schulter vorgesehen hat und eine zweite Berechnungsfunktion der Klasse k = 2 eine linksseitige Schulter aufweist. Die einzelne Pulswelle weicht somit von der schulterlosen Berechnungsfunktion in ihrer Form stärker ab als von der
Berechnungsfunktion mit der linksseitigen Schulter. Somit gehört die Pulswelle PW beispielhaft zur Klasse k = 2 und wird somit durch die Berechnungsfunktion der Klasse k = 2 repräsentiert. Die Klassenangabe gibt somit an, welche nach gewissen Eigenschaften, Verläufen oder Symmetrien eingeteilten Funktionen verwendet werden müssen, um das Pulswelleneinzelsignal„anzufitten".
Die Klassifizierung nach Funktionstypen ist aber nicht die einzige
Klassifizierungsmöglichkeit. Eine weitere Möglichkeit die Zuordnung zu einer Klasse vorzunehmen ist, die Ähnlichkeitsanalyse mit Hilfe einer dynamischen Zeitentzerrung (DTW) auszuführen. Dabei werden die Periodenlängen der Pulswelleneinzelsignale und deren Zeiten invariant gestaltet und ermöglichen somit einen Vergleich. Durch diesen Vergleich werden die Formen der Pulswellen miteinander und gegenüber den Berechnungsfunktionen vergleichbar und den Klassen zuordenbar.
Für jede dieser Klassen kann ein klassenspezifischer Algorithmus angegeben werden, welcher die hämodynamischen Parameter für die Klasse bestimmt. So können beispielhaft die in den Figuren 6, 7 und 8 gezeigten Pulswellensignale in drei verschiedene Klassen kategorisiert werden.
Die Pulswelleneinzelsignale PW der Pulswellensignale in Fig. 6 sind z.B.
zweigipfelig, wobei der links gelegene niedrige Peak PI eine Schulter aufweist und der nächstgelegene Peak P2 eine deutlich höhere Amplitude aufweist. Die Inzisur I beschreibt klar das Ende des Auswurfes vom Herzen. Dieser
Pulswellenverlauf gehört beispielsweise einer Klasse an, die von einem
Funktionensatz vom Typ k = 1 zugehört.
Die Pulswelleneinzelsignale der Pulswellensignale in Fig. 7 sind z. B. ebenfalls zweigipfelig mit einem Peak PI und einem Peak P2 und einem dazwischen befindlichen Minimum. Die Ausprägungen der Amplitude der Peaks PI und P2 haben sich im Vergleich zu der Ausführung in Fig. 6 vertauscht. Nun besitzt der Peak PI eine höhere Amplitude als P2. Die Inzisur I beschreibt klar das Ende des Auswurfes vom Herzen. Dieser Pulswellenverlauf kann daher einem
Funktionensatz einer Klasse vom Typ k = 2 zugeordnet werden.
Die Pulswelleneinzelsignale der Pulswellensignale in Fig. 8 sind z. B. eingipfelig und weißen keine eindeutigen Peaks für PI und P2 auf. Aufgrund der
Verschiebung des Pulswellenechos und der dadurch auftretenden Erhöhung der gesamten Amplitude der Pulswelle PW sind in dieser Ausführung die Positionen für PI und P2 in der Pulswelle PW versteckt. Die Inzisur I beschreibt klar das Ende des Auswurfes vom Herzen. Dieser Pulswellenverlauf kann daher
beispielsweise einem Funktionensatz einer Klasse vom Typ k = 3 zugeordnet werden.
Um Unstetigkeiten bei der Transformation zu vermeiden, werden die
Zwischenbereiche zwischen den Klassen glatt gehalten. Das bedeutet, dass dann, wenn eine Pulswelle beispielsweise zwei Klassen zugeordnet werden kann, jede dieser beiden Klassen als gleichwahrscheinlich behandelt wird.
Liegt beispielweise eine Pulswelle PW ein wenig näher an einer dieser Klassen, so ist die Zuordnung eindeutig. Für einen Koeffizient c gilt dann : c = aCi + (1— tr)ci+1 ,a = [0,1]
Dabei sind c, und Ci+ i die Koeffizienten beiden nächsten Nachbarn.
Fig. 9 zeigt eine beispielhafte Darstellung von Formmerkmalen, die an einem Pulswelleneinzelsignal durch Funktionenklassen erfasst werden und die somit klassifizierbar sind. Sie zeigt eine beispielhafte Darstellung einer Pulswelle mit den Punkten F (Fußpunkt), PI, P2, IP (Inflection Point; Ankunft der reflektierten Welle) und ED (Ejection Duration; Auswurfzeit des Herzens; F bis Inzisur I). Diese klassenspezifischen physiologischen Punkte und Eigenschaften werden u.a. im Signal bestimmt und dienen als sinnvolle Unterstützung bei der Bestimmung der Pulswellengeschwindigkeit und der PWPs.
Die Punkte PI (First Shoulder) und P2 (Second Shoulder) haben sich als nützliche Stützstellen herausgestellt. Zur Klassifizierung des Pulswelleneinzelsignals und dessen Übersetzung in einen Satz von klassifizierten Einzelfunktionen hat sich beispielsweise die so genannte dynamische Zeitentzerrung (DTW) zusammen mit einer Cluster-Analyse und einer Fourier-Transformation als geeignet
herausgestellt. Jedoch ist die Signalverarbeitung nicht darauf beschränkt.
Fig. 10 zeigt beispielhaft das Wellenzerlegungsverfahren zur Bestimmung der ausgeworfenen und reflektierten Pulswelle. Die ausgeworfene Pulswelle ist hierbei der oben erwähnte Pulswellengrundsignalanteil PG und die reflektierte Pulswelle der Pulswellenechoanteil PE. Neben diesen Informationen ist hier ebenfalls die so genannte Flusskurve und die Kurve des so genannten Reservoir-Pressure bestimmbar und gezeigt. Aus der Ascendens Pressure Kurve AP wird mittels Reservoir-Excess-Modells basierend auf dem 3-elementigen Wind-Kessel-Modell die Reservoir-Pressure-Kurve RP berechnet. Durch Subtraktion der Reservoir- Pressure Kurve RP von der Ascendens Kurve AP wird die Fluss Kurve FLW (Flow) gewonnen. Mittels der Flusskurve (Q) und der Ascendens-Kurve (P) werden eine Forward-Wave FW (Pf) und eine Backward Wave BW (Pb) separiert. Die Werte Q der Flusskurve und der Ascendens-Kurve P hängen mit den Werten Pf der
Forward-Wave und den Werten Pb der Backward-Wave über folgende
Beziehungen zusammen:
P + z - Q
p _ .
2
P - z - ö
p _ i
b 2
Die Größe z ist dabei eine charakteristische Impedanz des Blutgefäßes und dient als Skalierungskoeffizient der Flusskurve Q. Die Backward Wave BW ist die rücklaufende, an einer Echostelle im Blutgefäß reflektierte Komponente der Pulswelle, die Forward Wave FW die infolge der vom Herzen ausgestoßenen Blutmenge im Blutgefäß in Strömungsrichtung sich fortbewegende Komponente der Pulswelle. Die Forward Wave FW stellt den Vorwärts-Signalanteil des
Pulswellensignals dar, die Backward Wave BW den Rückwärts-Signalanteil des Pulswellensignals PW.
Eine so genannte Transittime TT kann auf unterschiedliche Weise bestimmt werden. Zum einen über die Differenz der Fußpunkte zwischen der Backward Wave und der Forward Wave. Da sich die Fußpunkte in der Backward-Wave nur unscharf bestimmen lassen ist die Kreuzkorrelation eine geeignete Alternative.
Der erforderliche Grad der Verschiebung der Backward-Wave hin zu Forward- Wave repräsentiert dabei die TT. Die dynamische Zeitentzerrung (DTW) hat sich dabei als geeignet herausgestellt. Eine weitere Methode zur Bestimmung der TT kann über den zeitlichen Abstand der ersten Nulldurchgänge der gemittelten Forward- und Backward Wave bestimmt werden.
Figure imgf000024_0001
Die Funktion„mean" bedeutet hier, dass der Mittelwert (Mean) für die Forward- Wave Pf und die Backward-Wave Pb berechnet werden und anschließend vom Gesamtsignal Pb bzw. Pf abgezogen wird. Das Signal schwingt somit um den Wert Null herum. Die Nulldurchgänge werden anschließend herangezogen um die TT zu bestimmen.
Die Länge des Blutgefäßes für die Bestimmung der PWV, beispielsweise die Aortenlänge, wird unabhängig vermessen. Alternativ kann diese aber auch über die folgende Formel abgeschätzt werden. Dabei ergibt sich die Aortenlänge (Distance) im Verhältnis zur Körpergröße der Person (Height) durch die
empirische anatomische Beziehung :
Figure imgf000024_0002
Die Pulswellengeschwindigkeit PWV ergibt sich dann aus der Aortenlänge
(Distance) und der vorhergehend ermittelten Transitzeit TT zu :
Figure imgf000024_0003
Ein weiterer Ansatz zur Bestimmung der PWV nach der Wellenanalyse kann über die so genannte Moens-Korteweg-Gleichung erfolgen :
Figure imgf000024_0004
Dabei ist Einc der Elastizitätsmodul der Wand des Blutgefäßes, h die Wanddicke des Blutgefäßes, r der lichte Radius des Blutgefäßlumens und p die Dichte der Blutflüssigkeit.
Der Elastizitätsmodul Eine ergibt sich dabei wie folgt: pb - SBP
Cmc— E0 B
E 0 entspricht Einc bei einem Anfangsdruck von Null. SBP entspricht dem systolischen Blutdruck, welcher sich aus der Höher der Amplitude der jeweiligen Pulswelle ableitet.
Alle Ansätze, sowohl das Wellenzerlegungsverfahren unter Einbeziehung der Länge und die Wellenanalyse, welche unabhängig von der Länge ist, können anschließend gemeinsam betrachtet werden, denn die PWV wird mit
unterschiedlichen Ansätzen mehrfach unabhängig bestimmt (Fusion-Ansatz). Die Ergebnisse können anschließend gewichtet miteinander verrechnet werden, so dass die final bestimmte Pulswellengeschwindigkeit der realen PWV am besten entspricht.
Das erfindungsgemäße Verfahren wurde anhand von Ausführungsbeispielen erläutert. Im Rahmen fachmännischen Handelns sind weitere
Ausführungsbeispiele und Abwandlungen möglich. Weiter Ausführungsbeispiele ergeben sich ebenfalls aus den Unteransprüchen.
Bezugszeichenliste
1 Druckmesskatheter
2 Druckmesssensor
3 Steuer- und Speichereinheit
4 Zugang (z. B. A. Radialis)
5 Messort (z. B. A. Ascendes)
6 EKG
7 Steuer- und Auswerteprogramm
8 Schnittstelle (für Updates)
9 Schnittstelle für Exports und GUI
10 Display
11 externe Auswerteeinheit 12 externes Auswerteprogramm
13 Schalter zum Eichen/Kalibrieren AP Ascendens-Pressure Kurve
BW Backward Wave
ED Auswurfzeit
FLW Klowkurve
FW Forward Wave
F Fußpunkt
I Inzisur
M erstes lokales Minimum
PI erster Teilpeak
P2 zweiter Teilpeak
PE Pulswellenechosignal
PG Pulswellengrundsignal
PW Pulswelle
PWV Pulswellengeschwindigkeit
RP Reservoir-Pressure Kurve
S Schnittpunkt
T Zeitversatz
TT Transitzeit
tM waagerechte Tangente im Mimimum tw Tangente im Wendepunkt

Claims

ANSPRÜCHE
1. Verfahren zum automatisierten Bestimmen von hämodynamischen
Parametern in einem Blutgefäß an invasiv aufgezeichneten Pulswellen durch eine Analyse dieser Pulswellen und/oder von aus der Gesamtheit ausgewählten Pulswellen, mindestens jedoch einer Pulswelle, mit den Verfahrensschritten
- Einführen eines Druckmesskatheters (1) mit einem Druckmesssensor (2) bis zu einem vorgesehenen Messpunkt innerhalb des Blutgefäßes,
- Aufzeichnen und Speichern eines zeitlichen Druckverlaufs und
Erfassen mindestens eines Pulswellensignals (PW) an dem Messpunkt,
- Extrahieren eines Pulswellenechoanteils (PE) aus dem mindestens einen Pulswellensignal (PW) und Ermitteln eines Zeitversatzes (T) zwischen einem Pulswellengrundsignalanteil (PG) und dem
Pulswellenechoanteil (PE) im Pulswellensignal (PW),
- Umrechnen des Zeitversatzes (T) in eine Pulswellengeschwindigkeit (PWV) mittels eines gegebenen Referenzabstandes zwischen einer Echostelle des Blutgefäßsystems und der Position des
Druckmesssensors im Blutgefäß und/oder
- Bestimmung von insbesondere einer Pulswellengeschwindigkeit (PWV) ohne Berücksichtigung eines Referenzabstandes über ein gegebenes Druck/Fluss-Modell und ein Druck/Volumen-Modell des
Blutgefäßsystems.
2. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, dass
zum Erfassen des Pulswellensignals (PW) eine Signalfilterung des gespeicherten zeitlichen Druckverlaufs unter Verwendung eines Hoch- und/oder eines Tiefpassfilters erfolgt.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet, dass
bei dem Erfassen des Pulswellensignals (PW) eine Klassifizierung von erfassten einzelnen Pulswellen erfolgt, wobei in einem ersten Schritt eine Identifizierung jeder einzelnen Pulswelle insbesondere durch eine
Fußpunktdetektion erfolgt und in einem zweiten Schritt an der einzelnen Pulswelle eine Signalanalyse zum Bestimmen physiologisch relevanter Signalpunkte ausgeführt wird.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
an den erfassten Pulswellen (PW) zur Extraktion des Pulswellenechoanteils eine Zerlegung der klassifizierten Pulswelle in einen Vorwärts-Signalanteil (FW) und in einen Rückwärts-Signalanteil (BW) erfolgt, wobei der
Vorwärts-Signalanteil (FW) das Pulswellengrundsignal (PG) ist und der Rückwärts-Signalanteil (BW) das Pulswellenechosignal (PE) ist.
5. Verfahren nach Anspruch 4,
dadurch gekennzeichnet, dass
zwischen dem Vorwärts-Signalanteil (FW) und dem Rückwärts-Signalanteil (BW) eine Zeitdifferenz als Zeitversatz bestimmt wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Zeitdifferenz über den Abstand der Fußpunkte des
Pulswellengrundsignals und des Pulswellenechos, oder über eine
Kreuzkorrelation bestimmt wird, wobei die Verschiebung der beiden Signale Pulswellengrundsignal (PG) und dem Pulswellenechosignals (PE) ineinander die Zeitdifferenz beschreibt, oder über den Abstand der
Nulldurchgänge der gemittelten Signale des Pulswellengrundsignal (PG) und dem Pulswellenechosignals (PE) bestimmt wird.
7. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, dass
als gegebener Referenzabstand eine auf eine Körpergröße bezogene Reflexionsdistanz zu einer ein Druckecho erzeugenden Stelle innerhalb des Blutgefäßsystems verwendet wird.
8. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, dass
für den zu ermittelnden hämodynamischen Parameter, insbesondere die Pulswellengeschwindigkeit (PWV), oder Zwischenschritte zur Ermittlung des hämodynamischen Parameters, welcher für einzelne Pulswellen aus Zeitversatz und Referenzlänge und/oder aus Druck/Fluss-Modell und/oder Druck/Volumen-Modell des Blutgefäßes ermittelte wurde, eine Mittelung erfolgt.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Verfahrensschritte plattformunabhängig ausgeführt werden, wobei über eine Variation der Abtastraten des Druckverlaufs und des Pulswellensignals (PW) eine Approximation auf eine Standard-Auflösung eine
Vergleichbarkeit zwischen verschiedenen geräteabhängigen
Aufnahmetechniken ausgeführt wird.
10. Anordnung zum Ausführen eines Verfahrens nach einem der
vorhergehenden Ansprüche 1 bis 9, umfassend
eine in das Blutgefäß einführbare und platzierbare Messsensoreinheit, eine Auswerte- und Speichereinheit (3) zum Aufnehmen, Speichern und
Verarbeiten der von der Messsensoreinheit erfassten Druckdaten, ein in der Auswerte- und Steuereinheit implementiertes Steuer- und
Auswerteprogramm.
11. Anordnung nach Anspruch 10,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Messsensoreinheit als ein indirekter Messsensor aus einem invasiv in das Blutgefäß einführbaren Katheter (1) und einem Druckaufnehmer (2) ausgebildet ist.
12. Anordnung nach Anspruch 10,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Auswerte- und Steuereinheit (3) eine Schnittstelle zum Anschließen einer EKG-Erfassungseinrichtung (6) aufweist.
13. Anordnung nach einem der Ansprüche 10 bis 12,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Auswerte- und Steuereinheit (3) eine Auswahlmöglichkeit zum Auslösen eines Eich- und Kalibriervorgangs und/oder zur Abstimmung mit der anzuschließenden Messsensoreinheit aufweist.
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