DE10046703B4

DE10046703B4 - Verfahren und Vorrichtung zur nicht-invasiven Erfassung von Körperdaten des menschlichen Körpers

Info

Publication number: DE10046703B4
Application number: DE10046703A
Authority: DE
Inventors: Achim Dr. Hein; Ingo Gross
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2000-09-21
Filing date: 2000-09-21
Publication date: 2005-03-31
Anticipated expiration: 2020-09-22
Also published as: DE10046703A1

Abstract

Verfahren zur nicht-invasiven Erfassung von Körper-Daten des menschlichen Körpers einer Testperson, umfassend folgende Schritte:
a) nicht-invasive Messung eines akustischen Körper-Signals s_B(t) eines Organs der Testperson,
b) Messung eines akustischen Umgebungs-Signals s_A(t) der Umgebung der Testperson,
c) Ermittlung der Stoßantwort h(t) des Übertragungssystems zwischen dem Organ und der Umgebung der Testperson aus dem Körper-Signal s_B(t) und dem Umgebungs-Signal s_A(t),
d) Bestimmung eines Differenz-Signals s_D(t) nach der folgenden Beziehung: s_D(t) = s_B(t) – s_A(t) * h(t), e) Ermittlung der Kreuzkorrelationsfunktion s_KKF(t) zwischen dem Differenz-Signal s_D(t) und einem bekannten Vergleichs-Signal s_V(t) des Organs und
f) Ermittlung der Körper-Daten aus der Kreuzkorrelationsfunktion S_KKF(t),
dadurch gekennzeichnet, daß
die Stoßantwort h(t) bestimmt wird nach

wobei

und

die Fouriertransformation und das

die inverse Fouriertransformation darstellt.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur Erfassung von Körperdaten des menschlichen Körpers einer Testperson, insbesondere der kardiologischen Parameter eines ungeborenen Kindes im Mutterleib.
Der Gesundheitszustand des ungeborenen Kindes ist seit jeher für Ärzte von großem Interesse. Ein Parameter, der den Gesundheitszustand charakterisiert, ist der Herzschlag des ungeborenen Kindes, der lediglich von sehr geübten Ärzten mit Stethoskopen wahrgenommen werden kann. Probleme beim Abhören der Herztöne bereiten die außerordentlich komplexen Störgeräusche innerhalb und außerhalb des Mutterleibes. Hierzu gehören z. B. der Herzschlag der Mutter, Darmgeräusche oder Umgebungslärm im Raum. Darüber hinaus ist die Intensität des Herztones von der Lage des Kindes abhängig. Um diese Probleme zu umgehen, bedient man sich heute eines sogenannten Ultraschall-Kardiotocogramms (CTG). Nachteilig hieran ist, daß die Mutter und das ungeborene Kind regelmäßig Ultraschallwellen ausgesetzt sind, die auf Dauer möglicherweise schädlich sind.

Aus dem Fachartikel von S. Ester et al.: „Herzschallanalyse mit Unterstützung adaptiver Filter und neuronaler Netze", In: Technisches Messen 62 (1995) 3, R. Oldenbourg Verlag, Seite 107–112, ist ein Verfahren zur nicht-invasiven Messung von Herzgeräuschen bekannt. Hierbei werden akustische Signale der Herzgeräusche durch ein erstes Mikrophon und Störgeräusche durch ein zweites Mikrophon aufgenommen. Ein adaptives transversales Digitalfilter, welches dem zweiten Mikrophon nachgeordnet ist, bildet eine Störgeräuschkomponente, welche vom Signal des ersten Mikrophons subtrahiert wird, wodurch eine Näherung des ungestörten Herzschallsignals erhalten wird. Aus der US 5 539 831 A ist ein ähnliches Verfahren bekannt.

Aus dem Fachartikel von D. Barschdorff et al.: „Signal Processing and Pattern Recognition Methods for Biomedical Sound Analysis", In: 2cd International Conference on Acoustical and Vibratory Surveillance, Methods and Diagnostic Techniques, 1995, Seiten 279–290, ist eine Aufbereitung akustischer Signale durch eine Korrelationsfunktion zwischen einem zu analysierenden Signal und einem bekannten Vergleichs-Signal und die Ermittlung von Körperdaten aus der Korrelationsfunktion bekannt. Auch die US 5 337 752 A beschreibt eine ähnliche Aufbereitung.

In dem Fachartikel von A. Haghinghi-Mood et al.: "Coherence Analysis of Multichannel Heart Sound Recording", In: Computers in Cardiology, IEEE, 1996, Seite 377–380, wird bei der Diskussion der Auswertung von aus Auskulationssignalen von unterschiedenen Regionen auch eine Kreuzkorrelation angesprochen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erfassung von Körperdaten zu schaffen, das nicht invasiv arbeitet und möglichst zuverlässige Körper-Daten liefert.

Die Aufgabe wird durch die Merkmale der Ansprüche 1 oder 10 gelöst. Der Kern der Erfindung besteht darin, einerseits die akustischen, verrauschten Körper-Signale und andererseits die akustischen Umgebungs-Signale zu messen, sie einer Pre-Signalauswertung mittels Differenzverfahren und an schließend einer signaltheoretischen Optimalfilterung mittels Korrelationsverfahren zu unterziehen. Vorteilhaft ist, daß unter Vermeidung des Einsatzes von Ultraschall ein einfach aufgebautes und damit preisgünstiges Gerät gebaut werden kann, das es ermöglicht, z. B. die Herztöne eines ungeborenen Kindes zu hören und aufzuzeichnen. Dies kann auch ohne weiteres zuhause geschehen. Auf die Weise können auch Risikoschwangerschaften ohne weiteres überwacht werden.

Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Zusätzliche Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der Beschreibung eines Ausführungsbeispiels anhand der Zeichnungen. Es zeigen:
1 den Querschnitt eines Bauchmikrofon-Sensors,
2 eine Meßanordnung mit Bauchmikrofon-Sensor und Außenmikrofon,
3 das Schaltbild einer Verstärker-Schaltung,
4 das Schaltbild einer Spannungsversorgung,
5 die Stoßantwort h(t) eines gemessenen Systems,
6 gemessenes durch Umgebungsgeräusche gestörtes Körper-Signal s_B(t),
7 das zu dem in 6 dargestellten Signal ermittelte Signal s_KKF(t) nach Differenz- und Kreuzkorrelationsfilterung,
8 rechte Hälfte der Autokorrelationsfunktion s_AKF(t) zur Herzfrequenzbestimmung,
9 Schlag-zu-Schlag-Messung am bandpaßgefilterten Signal s_KKFbp(t), und
10 Herzfrequenz als Funktion der Zeit nach der integrativen Methode (schwarze Linie) und der Schlag-zu-Schlag-Messung (dünne Linie).
Ein Verfahren zur nicht-invasiven Erfassung kardiologischer Parameter eines ungeborenen Kindes im Mutterleib basiert auf Daten, die mittels einer in den 1 und 2 dargestellten Meßanordnung ermittelt werden. Zur Messung eines akustischen Körper-Signals s_B(t) eines Organs einer Testperson ist auf der Bauchdecke 1 ein Bauchmikrofon-Sensor 2 angeordnet, der über eine Verbindungs-Leitung 3 mit einem Verstärker 4 verbunden ist. Zur Bestimmung eines akustischen Umgebungs-Signals s_A(t) ist benachbart zu dem Bauchmikrofon-Sensor 2 ein nicht auf der Bauchdecke 1 aufliegendes Außenmikrofon 5 vorgesehen, das über eine Verbindungs-Leitung 6 mit dem Verstärker 4 verbunden ist. Die Einheit aus Bauchmikrofon-Sensor 2, Außenmikrofon 5 sowie Verstärker 4 bildet ein Handgerät 7, das freibeweglich ist und über ein Audio-Kabel 8 mit einer Datenverarbeitungs-Einheit, insbesondere einem Personalcomputer 9, verbunden ist. In dem Personalcomputer 9 werden die Daten zunächst durch einen Ana log/Digital-Wandler 10 umgesetzt und anschließend einer Auswertungs-Einheit 11 zugeführt.
Der Bauchmikrofon-Sensor 2 weist einen im Querschnitt runden, hohl ausgebildeten, zur Bauchdecke 1 hin offenen Stethoskop-Kopf 12 auf, der einen Innenraum 13 umschließt. In dem Kopf 12 sind zwei von dem Innenraum 13 nach außen führende Kanäle 14 und 15 vorgesehen. An dem außenseitigen Ende des Kanals 14 ist eine Mikrofon-Kapsel 16 vorgesehen, die über die Verbindungs-Leitung 3 mit dem Verstärker 4 verbunden ist. Der Kanal 15 ist mit einem in geringem Umfang durchlässigen Stöpsel 17 abgedichtet, durch den Luft zum Druckausgleich beim Aufsetzen des Sensors 2 entweichen kann. Durch den Sensor 2 wird die Luft zwischen der Bauchdecke 1 und der Mikrofon-Kapsel 16 eingeschlossen, damit auch niederfrequente Schwingungen mitübertragen werden.
In den 3 und 4 sind der Verstärker 4 sowie die zugehörige Spannungsversorgung dargestellt. Das Tonsignal des Kondensatormikrofons wird über den Koppelkondensator C1 zum OP1 geleitet, wobei C1 mit R1 und P1 einen Hochpaß bilden. Dadurch werden nach Gleichung 1
nur Frequenzen oberhalb der Grenzfrequenz f_g = 12,7 Hz zum OP1 durchgelassen. Diese Grenze wird empirisch ermittelt. Ist f_g zu klein, führt das zu einer Übersteuerung bei auftretenden Gleichspannungen. Ist f_g zu groß, werden niederfrequente Körperschallgeräusche nicht mehr übertragen. R1 muß so hochohmig sein, daß der Ausgang des Mikrofons nicht zu stark belastet wird, was ebenfalls zur Dämpfung tiefer Frequenzen führen würde.
Das Potentionmeter P1 ist für eine symmetrische Wechselspannungsverstärkung auf Mittelstellung eingestellt und hat am Abgriff einen Wert von 500 Ω.
OP1 und OP2 sind als nichtinvertierende Verstärker geschaltet. Die Verstärkung für OP1 ist mit Gleichung 2
ν₁= 4,3 wenn C2 überbrückt ist. Für OP2 ist analog nach Gleichung 2
ν₂ = 4,3. Für die Gesamtverstärkung ergibt sich nach Gleichung 3 νges = ν1·ν2 Gleichung 3ein Wert von ν_ges = 18,5. Dieser Wert für die Verstärkung wird aus Testreihen ermittelt, bei der laute Geräusche auf das Mikrofon gegeben werden. ν_ges wird zunächst mit Potentiometern so eingestellt, daß keine Übersteuerung der Operationsverstärker auftritt. Die Operationsvertärkerschaltungen mit OP1 und OP2 bilden jeweils einen Hochpaß, so daß Gleichspannungen nicht verstärkt werden. Für diese stellt C2 einen unendlichen Widerstand dar, was mit R3 ⇒ ∞ in Gleichung 2 zu ν₁ = 1 führt. Da dies auch für OP2 gilt, ist für Gleichspannung ν_ges = 1. Die Eckfrequenz, bei der die Verstärkung in Richtung 1 geht, ist mit C = C2 = C3 und R = R3 = R5 nach Gleichung 1 für beide Operationsverstärker f_g = 16 Hz. Mit C4 wird das Signal zur Soundkarte ausgekoppelt. C4 muß so groß sein, daß mit dem Eingangswiderstand der Soundkarte ein Hochpaßverhalten mit f_g ≤ 16 Hz eingehalten wird. Die Spannungsversorgung erfolgt über eine 9V-Blockbatterie. Das dreipolige Kondensatormikrofon MIC1 hat bereits einen Feldeffekttransistor (FET) eingebaut, der eine erste Vorverstärkung übernimmt. Dafür ist eine konstante Betriebsspannung am Mikrofon notwendig, die über diese Schaltung erreicht wird.
Im folgenden wird die Signalauswertung beschrieben. Die Signalauswertung beginnt mit der Pre-Signalauswertung mittels Differenzverfahren: Der Bauchmikrofon-Sensor 2 nimmt das gestörte Körper-Signal s_B(t) und das Außenmikrofon 5 nur das Störsignal, nämlich das Umgebungs-Signal s_A(t), auf. Es wird angenommen, daß das sich das gestörte Nutzsignal s_B aus der Addition des Nutzsignals s_D und des Störsignals s_A ergibt. Eine einfache Subtraktion der Momentanamplituden ist jedoch nicht möglich, da das Nutzsignal s_D durch den Bauch gedämpft wird und eine frequenzabhängige Phasendifferenz und ein unterschiedlicher Amplitudengang zwischen den beiden Mikrofonsignalen s_A und s_B auftritt. Dies liegt daran, daß der Bauch ein reales Tiefpaßsystem darstellt. Die Übertragungseigenschaften des Bauches können mittels der Stoßantwort h(t) beschrieben werden. Das Nutz- oder Differenzsignal s_D(t) wird nach Gleichung 4 bestimmt. sN(t) = sB(t) – sA(t) * h(t) Gleichung 4
Wobei „*" die Faltung zweier Funktionen darstellt, die wie folgt gemäß Gleichung 5 definiert ist.
Zur Bestimmung von s_D(t) muß zunächst die Stoßantwort h(t) des physikalischen Systems meßtechnisch ermittelt und digital abgespeichert werden. Die Stoßantwort h(t) ist gemäß Gleichung 6 gegeben durch
Hierbei ist die Kreuzkorrelationsfunktion φ_SASB definiert durch Gleichung 7
und die Autokorrelationsfunktion φ_SASA definiert durch Gleichung 8
Mit
wird die Forrietransformation bezeichnet und mit
wird die inverse Forrietransformation bezeichnet. Die Stoßantwort h(t) wird somit ausschließlich aus den gemessenen Daten s_A(t) und s_B(t) berechnet und abgespeichert. Da s_A und s_B digitale diskrete Signale sind, werden sowohl die Korrelationsfunktionen als auch die Fouriertransformationen diskret bestimmt, was allgemein bekannt ist. Unter Heranziehung der Gleichungen 4 und 6 kann somit ausschließlich aus den gemessenen Signalen s_A und s_B das Differenzsignal s_D berechnet und gespeichert werden. In 5 ist die Stoßantwort h(t) als Funktion der Zeit für ein reales Bauch-System dargestellt. Man erkennt den groben Verlauf einer in positive Richtung verschobenen si-Funktion, die durch Gleichung 9 definiert ist als
Das System ist also ein Tiefpass, dessen Grenzfrequenz f_gT man aus der Breite B der Hauptkeule der si-Funktion bestimmen kann. Mit B ≈ 2 ms folgt für f_gT
In einem zweiten Schritt werden beim vorgefilterten Differenzsignal s_D die Geräusche von innen unterdrückt. Diese Geräusche werden vom Außenmikrofon 5 nicht aufgenommen und folglich auch mit der Differenzfiltermethode nicht ausgefiltert. Eine verbesserte Filterung des Nutzsignals erreicht man mit einer Korrelationsmessung. Hierzu wird ein Vergleichssignal s_V(t) herangezogen. Im vorliegenden Fall handelt es sich um den zeitlichen Verlauf eines bekannten fetalen Herztones. Bei der Filtermethode wird die Kreuzkorrelation des bereits durch die Differenzfiltermethode vorgefilterten Signals s_D mit einem bekannten Herztonverlauf bestimmt. Die Kreuzkorrelationsfunktion s_KKF(t) ist gemäß Gleichung 11 definiert als
Als Vergleichsherzton s_ν kommt ein kompletter Herzschlagverlauf, d. h. ein Doppelschlag, oder nur ein Einzelschlag in Frage. Der Vergleich mit einem Einzelschlag ist jedoch günstiger, denn das Problem bei der Filtermethode mit einem ganz bestimmten Herzton ist, daß sich mit der fetalen Herzfrequenz auch die Länge eines Herzschlages verändert. Somit verändert sich absolut gesehen dessen Signalform, wodurch er nicht mehr mit dem Vergleichs-Herzton korreliert. Dieser Effekt wird um so stärker, je länger der Signalverlauf ist, der als Vergleichsmuster dient. Das Ergebnis der Filterung ergibt sich in beeindruckender Weise aus einem Vergleich der 6 und 7. In 6 ist das durch Umgebungsgeräusche gestörte Bauchmikrofonsignal s_B(t) vor der Filterung dargestellt. Einzelne Herzschläge sind kaum erkennbar. Das Ergebnis der Differenz- und Kreuzkorrelationsfilterung des Signals aus 6 ist in 7 dargestellt. Über den gesamten Verlauf sind die Herztöne als Doppelschläge nun eindeutig erkennbar und damit auch hörbar. Im vorliegenden Fall ist auch eine Schlag-zu-Schlag-Frequenzbestimmung möglich. Das durch die Kreuzkorrelationsfunktion entstandene Signal hat natürlich nicht mehr den Signalverlauf der ursprünglichen Herztöne. Dennoch lassen sich bei der akustischen Wiederga be einzelne Herzschläge eindeutig akustisch ausmachen. Dies kann z. B. durch Anbringen eines Lautsprechers an den Personalcomputer 9 hörbar gemacht werden.
Im folgenden wird erläutert, wie aus der Kreuzkorrelationsfunktion s_KKF(t) die Herzfrequenz ermittelt werden kann. Die Herzfrequenz kann mit Hilfe einer integrativen, mittelwertbildenden Methode bestimmt werden. Hierbei wird die Periodizität des vorgefilterten Signals s_KKF(t) mit Hilfe einer Autokorrelationsfunktion ermittelt. Dazu wird aus dem laufenden Signal s_KKF(t) ein Zeitfenster der Länge T_Fenster ausgeschnitten und hiervon die Autokorrelationsfunktion s_AKF(t) gebildet, die gemäß Gleichung 12 definiert ist als SAKF(t) = φSKKFSKKF Gleichung 12
Jede Autokorrelationsfunktion ist achsensymmetrisch bezüglich der Y-Achse, so daß im folgenden die rechte Hälfte der Autokorrelationsfunktion betrachtet wird. Diese ist in 8 dargestellt. Die Länge der halben Autokorrelationsfunktion beträgt T_Fenster. An der Stelle T = 0 hat die Autokorrelationsfunktion ein Maximum. Nach jeder weiteren Periodendauer T des periodischen Signals der Herztöne schließen sich in der Autokorrelationsfunktion weitere Nebenmaxima mit fallender Amplitude an. Durch die Bildung der Autokorrelationsfunktion wird das periodische Signal der Herztöne sichtbar, während das Störrauschen im Nullpunkt konzentriert ist.
Die Herzfrequenz soll zwischen der oberen Frequenz f_max = 200 Schläge/Minute = 3,33 Hz und der unteren Frequenz f_min = 80 Schläge/Minute = 1,33 Hz ermittelt werden. Damit liegt das 1. Nebenmaximum der Autokorrelationsfunktion nach Gleichung 13
auf der Zeitachse zwischen T_max = 0,75s und T_min = 0,3 s. Mit der Position T_min < T_n < T_max des Nebenmaximums kann nun die Herzfrequenz f_h nach Gleichung 14 bestimmt werden.
Die aus 8 ermittelte Herzfrequenz beträgt nach Gleichung 14 mit T_n = 0,42 s dann f_h = 143 Schläge/Minute.
Die integrative Methode kann durch eine mit dieser kombinierten Schlagzu-Schlag-Messung kombiniert werden. Hierbei erfolgt die Bestimmung der momentanen Frequenz aus den zeitlichen Herzschlagabständen. Das Signal s_KKF(t) ist zwar bereits vorgefiltert. Dennoch können Störgeräusche zwischen den Herzschlägen auftreten, die bei einer einfachen Maximaerkennung nicht ausgewertet werden. Deshalb wird das Verfahren der Maximaerkennung mit dem oben beschriebenen integrativen Verfahren kombiniert. Hierbei wird vorausgesetzt, daß sich die Periodendauer der Herzfrequenz von Schlag-zu-Schlag nur um einen maximalen Wert +/–T_Fenster/2 ändert. Das vorgefilterte Signal s_KKF(t) wird zunächst mit einem schmalen Bandpaß mit unterer Grenzfrequenz f_GU = 40 Hz und oberer Grenzfrequenz f_GO = 60 Hz, die empirisch ermittelt wurden, gefiltert, um den ersten der beiden Doppelschläge auszufiltern. Dieser besitzt niedrigere Frequenzanteile, als der zweite Schlag. Das Ergebnis ist s_KKFbp(t), eine Sinusschwingung mit einem betonen Erst- und einem abgeschwächten Zweitschlag, wie in 9 dargestellt. Das Signal wird nun auf die maximale Amplitude hin untersucht. Dazu wird ausgehend vom letzten Maximalwert der Bereich der Länge T_int übersprungen und dann nur in einem Fenster der Breite T_Fenster geprüft. Der Wert T_int kommt aus der integrativen Messung und stellt den Reziprokwert von f_h aus Gleichung 14 dar. Der Vorteil dieser Vorgehensweise ist, daß Störungen zwischen den Herztönen nicht erfaßt werden. Die Dauer vom Fensterbeginn zum erkannten Herzschlagmaximum ist T_max. Die Momentanfrequenz f_m kann gemäß Gleichung 15 berechnet werden zu
Das Ergebnis der Frequenzbestimmungen ist in 10 dargestellt. Die dicke Linie zeigt die intregrative Messung, die dünne Linie die Schlag-zu-Schlag-Messung. Z. B. im Zeitintervall zwischen 10 Sekunden und 20 Sekunden erkennt man, daß die Schlag-zu-Schlag-Messung genauer ist als die integrative Methode, da letztere Methode nur den Mittelwert anzeigt und somit kurzfristige Schwankungen nicht erkennbar sind.

Claims

Verfahren zur nicht-invasiven Erfassung von Körper-Daten des menschlichen Körpers einer Testperson, umfassend folgende Schritte: a) nicht-invasive Messung eines akustischen Körper-Signals s_B(t) eines Organs der Testperson, b) Messung eines akustischen Umgebungs-Signals s_A(t) der Umgebung der Testperson, c) Ermittlung der Stoßantwort h(t) des Übertragungssystems zwischen dem Organ und der Umgebung der Testperson aus dem Körper-Signal s_B(t) und dem Umgebungs-Signal s_A(t), d) Bestimmung eines Differenz-Signals s_D(t) nach der folgenden Beziehung: s_D(t) = s_B(t) – s_A(t) * h(t), e) Ermittlung der Kreuzkorrelationsfunktion s_KKF(t) zwischen dem Differenz-Signal s_D(t) und einem bekannten Vergleichs-Signal s_V(t) des Organs und f) Ermittlung der Körper-Daten aus der Kreuzkorrelationsfunktion S_KKF(t), dadurch gekennzeichnet, daß die Stoßantwort h(t) bestimmt wird nach
wobei
und
und
die Fouriertransformation und das
die inverse Fouriertransformation darstellt.
Verfahren gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Körpersignal s_B(t) den Herztönen eines ungeborenen Kindes im Leib einer Mutter entspricht.
Verfahren gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß s_KKF(t) bestimmt wird durch
Verfahren gemäß Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß s_V(t) das Signal eines einzelnen Herzschlages darstellt.
Verfahren gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zur Ermittlung der Herzfrequenz die Autokorrelationsfunktion s_AKF(t) von s_KKF(t) mit sich selbst bestimmt wird gemäß SAKF(t) = φSKKFSKKF
Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der zeitliche Abstand T_n des ersten Nebenmaximums zur Y-Achse von s_AKF(t) bestimmt wird.
Verfahren gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzfrequenz f_h bestimmt wird gemäß
Verfahren gemäß Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Herzfrequenz f_h durch eine Schlag-zu-Schlag-Messung bestimmt wird.
Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8 mit a) einem Handgerät (7), welches aufweist einen Bauchmikrofon-Sensor (2) zur Messung des Körper-Signals s_B(t) und ein Außenmikrofon (5) zur Messung des Umgebungs-Signals s_A(t) und einen Verstärker (4) und b) einer Datenverarbeitungs-Einheit, welche aufweist einen Analog/Digital-Wandler (10) sowie eine Auswertungs-Einheit (11) zur Durchführung des Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, welche derart ausgeführt ist, daß sie folgende Schritte durchführt: c) Ermittlung der Stoßantwort h(t) des Übertragungssystems zwischen dem Organ und der Umgebung der Testperson aus dem Körper-Signal s_B(t) und dem Umgebungs-Signal s_A(t), d) Bestimmung eines Differenz-Signals s_D(t) nach der folgenden Beziehung: s_D(t) = s_B(t) – s_A(t) * h(t), e) Ermittlung der Kreuzkorrelationsfunktion s_KKF(t) zwischen dem Differenz-Signal s_D(t) und einem bekannten Vergleichs-Signal s_V(t) des Organs und f) Ermittlung der Körper-Daten aus der Kreuzkorrelationsfunktion S_KKF(t), wobei die Datenverarbeitungs-Einheit derart ausgeführt ist, daß die Stoßantwort h(t) bestimmt wird nach
wobei
und
und
die Fouriertransformation und das
die inverse Fouriertransformation darstellt.