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Gerät zum Messen durchblutungsabhängiger, pulssynchroner kapazitiver
Scheinwiderstandsänderungen in Zellgeweben in der Tiefe von Hohlorganen menschlicher
oder tierischer Lebewesen Die Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zum Messen durchblutungsabhängiger
und pulssynchroner kapazitiver Scheinwiderstandsänderungen in Zellgeweben in der
Tiefe von Hohlorganen menschlicher oder tierischer Lebewesen, wie z. B. des Schädeis,
des Auges oder dergleichen Körperteile, mit mit einer Hochfrequenzstromquelle verbundenen,
am betreffenden Objekt anzulegenden Elektroden, in welchem die pulssynchrone Änderung
der biologischen Dielektrikums als Teilkapazität eines Hochfrequenzschwingkreises
zu dessen Frequenzmodulation dient.
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Dem normalen bzw. dem krankhaften Geschehen in einem lebenden Gewebe
oder in einem Organ sind naturnotwendig stets normale bzw. krankhafte Durchblutungsverhältnisse
zugeordnet. Deshalb läßt die Erfassung von Durchblutungsvorgängen ganz prinzipiell
weitgehende diagnostische Rückschlüsse zu.
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So kommt es z. B. im Laufe der Entwicklung von Hirntumoren auch zu
grundlegenden anatomischen Umbauvorgängen am Röhrensystem des Hirn-Blutgefäßbaumes,
die sich vornehmlich im Geschwulstbereich ausbilden. Die Destruktionsfiguren dieser
krankhaften Blutgefäße sind im allgemeinen von solcher Größenausdehnung, daß sie
makroskopisch mittels Autopsie oder Röntgen-Angiogramm wahrnehmbar sind. Die verschiedenen
Tumorarten unterscheiden sich voneinander durch jeweils typische und spezielle Anordnungen
krankhaft umgebildeter Blutgefäßnetze.
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Den verschiedenen Umbautypen der Blutstrombetten entsprechend kommt
es in ihnen auch zu signifikanten, aber erst teilweise erforschten Veränderungen
des Blutströmungsvorganges, der sogenannten Haemodynamik. Es liegt nahe, diesen
letzteren Vorgang meßtechnisch zu erfassen, um ihn dann diagnostisch auswerten zu
können.
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An ein praktisch brauchbares Verfahren sind folgende Forderungen
zu stellen: 1. Durchführung der Messung ohne operativen Eingriff am Patienten; 2.
beliebig lange Dauer der Einzelmessung; 3. beliebig häufige Wiederholbarkeit der
Messung; 4. absolute Ungefährlichkeit des Meßvorganges für den Patienten; 5. Vermeidung
einer Alteration des Meßobjektes durch den Meßvorgang; 6. hinreichende geometrische
Begrenzbarkeit des Meßvorganges auf einzelne Bezirke des Meßobjektes bzw. Organs;
7. beliebige oder vollständige Drosselung der Durchblutung oberflächlicher Organteile
bzw.
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Organhüllen zum Zwecke der eindeutigen Er-
fassung von Durchblutungsvorgängen
in tiefer gelegenen Abschnitten; 8. hinreichende Ausschaltung äußerer Störmöglichkeiten;
9. ausreichend hohe Grenzfrequenz für die Darstellung puls synchroner mechanischer
Schwingungen der Blutgefäßwände.
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Diese Forderungen werden von den bisher gebräuchlichen diagnostischen
Verfahren nach bzw. nur zum geringen Teil erfüllt: a) Hydromechanische Plethysmographie,
d. h. mechanische Volumpulsschreibung; nicht erfüllt sind die Punkte 1 bis 6, 8
und 9. b) Angiographie, d. h. Blutgefäßbildung mittels Röntgenstrahlen; nicht erfüllt
sind die Punkte 1 bis 5 und 9. c) Stickoxydulmethode, d. h. über 10 Minuten integrierende,
blutgasanalytische Methode zur Bestimmung der Blutdurchflußmenge durch das Hin;
nicht erfüllt sind die Punkte 1, 2, 4 bis 7 und 9. d) Rheographie; nicht erfüllt
sind die Punkte 6, 7 und 8.
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Der Erfindung liegt diese Aufgabe zugrunde, ein Gerät zu schaffen,
durch welches die vorstehenden Forderungen 1 bis 9 erfüllt werden und welches gegenüber
den bisher bekanntgewordenen und angewendeten Geräten entscheidende Verbesserungen
aufweist und bei welchem die Mängel der bekannten Geräte vermieden sind.
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Die ersten Versuche, mit Hilfe elektrischer Meßverfahren Durchblutungs-
bzw. Blutfüllungsvorgänge zu erfassen, liegen bereits einige Jahrzehnte zurück.
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Bei einer Meßfrequenz von 150 bis 200 kHz wurde mit Hilfe einer Widerstandsmeßbrücke
die durchblutungsabhängige, pulsrhythmische Wirkwiderstandsänderung an einzelnen
Gliedmaßen bestimmt. Bei den angewandten Frequenzen war es aber lediglich möglich,
Wirkwiderstände zu messen. Ein tieferes Eindringen in die Organe war bei dieser
Methode jedoch unerreichbar. Diese Methode wurde später zur Messung der Stömungsdynamik
des Herzens angewandt, indem der Meßstrom mit einer Frequenz von 16 kHz durch aufgelegte
Brustkorbelektroden zugeführt wurde. Der bei der Elektrodenanordnung erfaßte Anteil
des menschlichen Körpers war natürlich bezüglich des elektrischen Strömungsfeldes
wesentlich undefinierter als bei den ersterwähnten Messungen. Jedoch mochte die
erhebliche Volumenschwankung des menschlichen Herzens - trotz des nicht zu vernachlässigenden
elektrischen Nebenschlusses über die umhüllende Brustkorbmuskulatur - einen gewissen
Anteil an den rhythmischen Änderungen des gemessenen Widerstandes haben, zumal das
Herz praktisch in die stark lufthaltige Lunge eingebettet ist. Insofern lassen sich
die erhaltenen Ergebnisse nicht auf die anderen Körperorgane übertragen.
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Ein anderes Verfahren zur Darstellung der Herztätigkeit ist die sogenannte
Dielektrocardiographie, bei welcher die zur Kurzwellentherapie übliche Anordnung
mit dem gebräuchlichen Haut-Elektroden-Abstand von 3 cm und der üblichen Kurzwellenfrequenz
von 100 kHz Anwendung fand. Die durch Kapazitätsänderungen verschiedenen Ursprungs
(Blutfüllung des Herzens, Luftfüllung der Lunge, ungünstigerweise aber auch Pulsations-,
Atem- bzw.
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Wackelbewegungen der Brustwand u. ä.) resultierenden Resonanzfrequenzänderungen
eines Schwingkreises, der aus Induktivität und 15 cm großen kreisförmigen Brustelektroden
als Kapazität bestand, wurden in bekannter Weise durch Registrierung des gleichgerichteten
Schwingkreis stromes aufgenommen.
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Es ergaben sich erwartungsgemäß sehr verwickelte und nur schwierig
analysierbare Kurven, die bisher keine Bedeutung erlangt haben.
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Schließlich wurde versucht, Durchblutungsvorgänge auch am menschlichen
Schädel mit Hilfe der sogenannten Rheographie zu erfassen; Anwendung fand hierbei
eine Frequenz von nur 30 kHz. Als Elektroden wurden kreisscheibenförmige Metallplättchen
von 2 bis 3 cm Durchmesser verwendet, die, mit 20 0/obiger Kochsalzlösung getränkten
Leinwandfiecken umhüllt, in der Stirnmitte und auf einem Warzenfortsatz hinter dem
Ohr angelegt wurden. Der gleichgerichtete Brückenstrom wurde mit einem EKG-Gerät
verstärkt und registriert. Man fand pulsrhythmische Widerstandsänderungen von 10-s
des Mittelwertes.
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Die nach dieser Methode erhaltenen Kurvenformen sind mit solchen,
die mittels anderer, sogenannter blutiger, physiologischer Methoden gewonnen wurden,
nicht vergleichbar, und es ist schon deshalb anzu-
zweifeln, ob sie überhaupt das
Diagramm der Hirndurchblutung zu liefern vermögen. Vielmehr mußte mit großer Wahrscheinlichkeit
angenommen werden, daß vornehmlich die Kopfschwartendurchblutung erfaßt wurde, wobei
zusätzlich die teilweise Drosselung der Kopfschwartenblutgefäße durch die undefinierte
Art der Elektrodenanlegung verfälschend in das Ergebnis einging. Ein kurzer Hinweis
auf die elektrischen Eigenschaften des Schädels und seines Inhaltes belegt diesen
Schluß.
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Zu erwähnen ist schließlich noch, daß es auch bereits bekanntgeworden
ist, daß zum Zwecke der Erfassung von Widerstandsänderungen in den tieferen Schichten
der Hirngewebe Frequenzen von 300 MHz verwendet wurden. Dies erfolgte jedoch zu
dem Zweck, lediglich elektrische Potentialänderungen möglicherweise nachzuweisen,
da man annahm, daß solche Potentialänderungen Widerstandsänderungen der Hirngewebe
zur Folge hätten. Die Anwendung dieser Methodik erfolgte aber praktisch lediglich
im Hinblick auf eine Verbesserung der bekannten Elektrencephalographie.
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Der Erfindung liegt unter anderem die Erkenntnis zugrunde, daß der
Bereich zwischen Schädeloberfläche und Hirnoberfläche, welcher in Abb. 1 zeichnerisch
dargestellt ist, eine deutlich lamellenförmige Schichtung verschiedener Körpersubstanzen
aufweist, die sich hinsichtlich ihres elektrischen Verhaltens weitgehend voneinander
unterscheiden, wie Abb. 2 erkennen läßt. Dementsprechend bieten sich einem elektrischen
Strömungsfeld mehrfache, das Hirn kappenförmig umgebende Nebenschlüsse dar, die
unter anderem die Verwendung wesentlich höherer Meßfrequenzen erfordern.
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Die der Erfindung zugrunde liegende Aufgabe wird bei einem Gerät
zum Messen durchblutungsabhängiger und puls synchroner kapazitiver Scheinwiderstandsänderungen
in Zellgeweben in der Tiefe von Hohlorganen menschlicher oder tierischer Lebewesen,
wie z. B. des Schädels, des Auges oder dergleichen Körperteile, welches mit mit
einer Hochfrequenzstromquelle verbundenen und am betreffenden Objekt anzulegenden
Elektroden ausgerüstet ist und in welchem die pulssynchrone Änderung des biologischen
Dielektrikums als Teilkapazität eines Hochfrequenzschwingkreises zu dessen Frequenzmodulation
dient, erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß kleinflächige Meßelektroden vorgesehen
sind, zwischen denen und dem Objekt in an sich bekannter Weise ein vorzugsweise
nichtleitender Körper mit insbesondere extrem großer Dielektrizitätskon stante angeordnet
ist, und daß dieser Körper von einem aus elastischem Werkstoff bestehenden Körper
mit sehr kleiner Dielektrizitätskonstante umgeben ist und daß beide Körper gemeinsam
in an sich bekannter Weise mit veränderbarem Druck gegen die Objektoberfläche anpreßbar
ausgebildet sind und daß der Anpreßdruck so groß ist, daß die pulsatorischen Änderungen
im blutleeren Zellgewebe unterhalb der Auflagefläche unterdrückt werden, wobei an
die Elektroden zur Bestimmung der pulsatorischen Scheinwiderstandsänderungen des
zwischen den Elektroden befindlichen Dielektrikums in an sich bekannter Weise eine
Hochfrequenzspannung angelegt ist und der Meßkreis vorzugsweise mit einem Schwingkreis
eines Oszillators zu dessen Frequenzmodulation gekoppelt ist.
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An Hand der Zeichnungen wird ein Ausführungsbeispiel gemäß der Erfindung
erläutert.
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Das Grundprinzip des erfindungsgemäßen Gerätes beruht auf einer Messung
kapazitiver Scheinwiderstandsänderungen. Diese Änderungen sind hauptsächlich eine
Folge der pulssynchronen Durchblutung biologischer Meßobjekte, die als Dielektrikum
eines Meßkondensators Cx angeordnet werden. Zur Darstellung der sehr kleinen Scheinwiderstandsänderungen
ist das Überlagerungsprinzip angewendet. Durch Anwendung einer Nullmethode (Brückenschaltung)
erreicht man die zu forderende Empfindlichkeit (bis 10-8 des Mittelwertes von 10
bis 100 Ohm) nicht.
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Das Blockschaltbild gemäß Abb. 3 deutet an, wie in bekannter Weise
die Frequenz von 54 MHz eines Oszillators OI mit der Frequenz von 55 MHz eines zweiten
Oszillators O II in einer Mischstufe Mi überlagert wird. Die entstehende Differenzfrequenz,
Zwischenfrequenz ZF von 1 MHz, wird in einer Zwischenfrequenz ZF 1 verstärkt, weiterhin
mit einer Oszillatorfrequenz von 1,1 MHz gemischt, so daß schließlich eine zweite
Zwischenfrequenz von 100 kHz entsteht.
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Werden die pulssynchronen Änderungen des kapazitiven Blindwiderstandes
biologischer Substanzen zur Frequenzmodulierung des Oszillators O I herangezogen,
so werden diese Änderungen auch als Schwankungen der Zwischenfrequenz vorhanden
sein. Diese Zwischenfrequenzschwankungen werden mittels einer bekannten Frequenzdiskriminatorschaltung
FD z. B. in Spannungsänderungen umgewandelt und graphisch registriert. Überlagert
man der Zwischenfrequenz zusätzlich die Frequenz eines Hilfsoszillators HO, so kann
die Frequenzmodulation, d. h. in diesem Falle der Durchbiutungsvorgang, hörbar bzw.
elektroakustisch konserviert werden, z. B. mittels Tonband, Schallplatte od. dgl.
Diese Hörbarmachung vereinfacht das Einstellen des Arbeitspunktes auf die individuell
verschiedenen Cx-Werte und ermöglicht dem Untersucher eine unmittelbare Pulskontrolle
mit dem Ohr und gestattet ihm gleichzeitig anderweitige Manupulationen.
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Die Realisierung der angegebenen Methodik bringt für den hier vorliegenden
Zweck Schwierigkeiten: Die Frequenzmodulierung des Oszillators OI kann nicht durch
unmittelbares Einfügen des Meßkondensators Cx in den Oszillatorkreis OI erfolgen,
da alle biologischen Substanzen außerordentlich verluste haftete Dielektrika sind
und demnach der Oszillator OI wegen des großen Verlustwinkels eines solchen Dielektrikums
(mindestens 890 bei 500 kHz, etwa 450 bei 50 MHz) nicht schwingen würde. Daher wurde
der Meßkondensator Cx mit einer eigenen Induktivität zu dem gesonderten Meßkreis
MK angeordnet. MK wurde dann an OI variabel induktiv gekoppelt. Durch Variation
des Koppelungsgrades und durch Variation der Resonanzfrequenzen von MK und OI kann
in an sich bekannter Weise die Wirk- bzw. Blindkomponente von MK in jeweils verschiedenem
Ausmaß in den Oszillatorkreis transformiert werden. Daher gestattet diese Anordnung,
sowohl den dämpfenden Einfluß organischer Substanzen auf den Oszillator klein zu
halten, als auch die resultierende und frequenzbestimmende Blindkomponente im Oszillator
O I nach Wahl überwiegend durch Wirk- bzw. überwiegend durch Blindwiderstandsänderungen
der organischen Substanzen beeinflussen zu lassen. Die mit diesem Gerät erstmalig
realisierte getrennte Erfaßbarkeit von Wirk- und Blindkomponente am intakten lebenden
Objekt bedeutet deshalb
einen wesentlichen technischen Fortschritt, weil krankhafte
Veränderungen eines biologischen Gewebes mit korrespondierenden Änderungen der beiden
Scheinwiderstandskomponenten und auch mit deren Verhältnis zueinander einhergehen.
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Das für die verzerrungsfreie Erfassung pulsatorischer Vorgänge notwendige
Einhalten des optimalen Arbeitspunktes der Anordnung wird dadurch erschwert, daß
der zeitlich integrale Mittelwert des Scheinwiderstandes im biologischen Objekt
wegen der kontinuierlich und langsam ablaufenden itinderung des Gesamtfüllungszustandes
der Blutgefäße schwankt. Eine fortlaufende Erfassung der Pulsrhythmen gelingt daher
nur, wenn man eine selbsttätige Nachstimmung vorsieht, zu welchem Zwecke bekannte
Schaltmaßnahmen, z. B. eine vom Frequenzdemodulator gesteuerte Blindwiderstandsröhre,
verwendbar sind. Die benötigte Nachstimmspannung kann dann als Maß für diese langsam
ablaufenden Blutfüllungsänderungen registriert werden, denn sie liegt erfahrungsgemäß
weit über derjenigen Nachstimmspannung, die zur Kompensation der apparativen Frequenzinstabilität
notwendig ist. Desgleichen kann mit Hilfe der Nachstimmspannung auch ein Servomotor
gesteuert werden, der z. B. den Oszillator OII über einen erheblichen Frequenzbereich
nachstimmt und jedes manuelle Abstimmen erübrigt.
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Da bei biologischen Substanzen die Wirk- und die Blindkomponente
des Scheinwiderstandes erst im Frequenzbereich über 500 klIz in gleiche Größenordnung
kommen und damit getrennt erfaßbar werden und da erst bei Frequenzen um 50 MHz eine
geometrisch hinreichend definierte Ausbildung des elektrischen Meßfeldes in geschichteten
biologischen Objekten, z. B. im Schädel, ereicht wird, bedeutet es einen entscheidenden
meßtechnischen Fortschritt, Frequenzbereiche über 500 kHz zu benutzen. Das Arbeiten
mit Frequenzen über 100 MHz ist nicht günstig. Da die pulssynchronen Scheinwiderstandsänderungen
des Gesamthirnes vornehmlich dadurch zustande kommen, daß das pulsrhythmisch eingepumpte
Blut jeweils einen Teil der übrigen Substanzen des Schädelinnenraumes hydromechanisch
verdrängt, ist es für den elektrischen Meßeffekt notwendig, daß die elektrischen
Stoffkonstanten (Dielektrizitätskonstanten [DK], spezifischer Widerstand) der hierbei
beteiligten Substanzen (Blut, Hirnwasser, Hirnsubstanz) sich genügend stark voneinander
unterscheiden. Mit Ausnahme von Fett und Knochen sind aber die DK-Werte der biologischen
Substanzen bei 100 MHz und darüber gleich groß, nämlich gleich der DK von Wasser.
Die spezifischen Widerstände dieser biologischen Substanzen unterscheiden sich bei
Frequenzen von über 100 MHz (vgl. Abb. 2) wesentlich weniger voneinander, als es
bei niedrigeren Frequenzen der Fall ist, und kommen auch bezüglich ihrer absoluten
Werte in zunehmend kleinere Größenordnung als die spezifischen dielektrischen Widerstände
(EW). Man wird allerdings die Meßfrequenz so hoch als meßtechnisch realisierbar
wählen, wenn man speziell diejenigen pulsatorischen Effekte messen will, die fast
ausschließlich durch pulsrhythmische Verformungen der Objektoberflächen gegen die
Umgebungsluft verursacht sind. Wegen der großen Unterschiede der elektrischen Stofikonstanten
von Luft und biologischer Substanz ist ein solcher Oberflächeneffekt zwangläufig
sehr groß. Gerade deswegen
stellt er aber für diejenigen biologischen
Gebilde, die im Inneren luftfrei sind (z.B. Schädelinhalt) und deren tiefer liegende
Abschnitte erfaßt werden sollen, eine erhebliche und zumeist sogar irreführende
Fehlerquelle dar, was immer wieder festgestellt werden konnte. Die durch die unvermeidliche
Bewegungsunruhe lebender Meßobjekte ausgelösten kleinen änderungen der Übergangskapazitäten
und die bei sehr hohen Frequenzen immer schwieriger zu unterbindenden Streufelder
ergeben bei Frequenzen über 100 MHz meist schon so große Störeffekte, daß der eigentliche
Meßeffekt im Störpegel verschwindet.
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Die Ausbildung des Meßkondensators Cx bzw. seiner Elektroden ist
entscheidend für die Brauchbarkeit des Gerätes und der entsprechend anwendbaren
Meßmethode. Je nach Gestalt und Stärke des sich tatsächlich im Organinnern ausbildenden
Meßfeldes, aber auch je nach Gestalt und Stärke eventuell mangelhaft berücksichtigter
Streufelder wird die Anzeige insgesamt nur einen Teil der zu messen beabsichtigten
Vorgänge wiedergegeben. Deswegen mußten folgende Schwierigkeiten, die zum Teil bekanntlich,
auch für Messungen kapazitiver Scheinwiderstände nicht lebender Meßobjekte gelten,
erfindungsgemäß vermieden werden.
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Folgende Forderungen sind zum Erhalt einwandfreier Meßergebnisse
von dem erfindungsgemäßen Gerät und insbesondere von den anzuwendenden Elektroden
zu erfüllen: 1. Herstellung eines hinreichend kleinen Übergangswiderstandes von
der Elektrode zum Objekt; 2. beliebige bis völlige Unterdrückung der ob erflächlichen
(Haut-) Durchblutung im Durchtrittsbereich und der näheren Umgebung des Meßfeldes;
3. weitgehende Unterdrückung der Streufelder von den Zuleitungen einschließlich
Elektroden auf diejenigen Oberflächenanteile des Meßobjektes, die nicht zum definierten
Durchtrittsbereich des Meßfeldes gehören; 4. Herstellung eines räumlich hinreichend
definierten Meßfeldes im Objektinnern; 5. Kleinhaltung unvermeidlicher Parallelkapazitäten
(Schaltkapazitäten).
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Um sowohl den Absolutwert der Wirk- und der Blindkomponente des Übergangswiderstandes
klein zu halten, als auch eine hinreichende zeitliche Konstanz des Übergangswiderstandes
zu gewährleisten, ist es notwendig, die Elektrodenoberfläche genügend klein und
anschmiegbar an unregelmäßig gewölbte Objektoberflächen und die mechanische Kontaktbelastung
genügend groß zu machen. Am Schädel ist es z. B. nicht ausreichend, allein die Abstandsänderungen,
die durch pulsatorische Excursionen der Hautoberfläche und auch durch Wackeleffekte
bedingt sind, zu unterbinden. Darüber hinaus müssen auch die tiefer liegenden Gewebeschichten
des äußeren Schädels (Gefäßnetze der Kopfschwarte, Muskulatur) mittels eines entsprechenden
Elektrodenauflagedruckes blutleer gemacht werden können, zumal die Feldliniendichte
in unmittelbarer Elektrodennähe am größten ist. Gegenüber den bisher angewendeten
großflächigen Elektroden, die mittels zirkulär gewickelter Gummibinden nur unzureichend
angeordnet werden, bedeutet es einen technischen Fortschritt,
kleinflächig ausgebildete
Elektroden mit wesentlich höheren Auflagedrücken zu verwenden. Dadurch gelingt es,
die erwähnte und zur Erzielung der Blutleere notwendige Kompression der oberflächlichen
Gewebschichten zu erreichen, welche trotz des höheren, aber eng umschriebenen Auflagedruckes
vom Patienten wesentlich besser und langdauernder ertragen werden kann. Eine Variation
des Auflagedruckes aber gestattet gegebenenfalls auch noch die Miterfassung von
Durchblutungsvorgängen der äußeren Gewebeteile des Schädels.
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Zur Erfüllung dieser Forderungen dient eine Haltevorrichtung, an
der die Elektroden ausfahrbar angeordnet sind. Die Abb. 4 zeigt ein Ausführungsbeispiel
einer in einer Haltevorrichtung gelagerten Elektrode.
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Die Elektrode besteht aus einer äußeren Hülsell, in welcher eine innere
Gleithülse 12 axial verschiebbar gelagert ist. In den Raum 13 der Führungshülse
11 oberhalb der Gleithülse 12 mündet ein kleiner Rohrstutzen 14, an welchen ein
Schlauch 15 für die Zuführung von Druckluft oder von Druckflüssigkeit angeschlossen
ist. In der Gleithülse 12 ist mittels eines Schaumgummiringes 16 ein kolbenförmiger
Körper 17 aus Isoliermaterial gelagert, in welchen ein topfförmiger Abschirmungskörper
18 eingebettet ist, der die in den Körper 17 eingesetzte Metallelektrode 19 und
den mit dieser in unmittelbar leitender Verbindung stehenden Bariumtitanat-Körper20
umgibt. Der Leiter 21 des Hochfrequenzzuführungskabels 22 ist mit der Metallelektrode
19 und die Abschirmung des Kabels 22 mit dem Abschirmungskörper 18 verbunden. Auf
der äußeren Stirnfläche des Isolierkörpers 17 befindet sich eine ringförmige Schaumgummischeibe
23, welche den Bariumtitanat-Körper 20 umgibt, so daß beim Anpressen desselben auf
das Objekt der Körper 20 unmittelbar auf der Objektoberfläche aufliegt und auf die
diese umgebende Objektoberfläche die sich zusammendrückende Schaumgummiringscheibe
23 einwirkt.
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Verwendet man als eigentliche Auflageelektrode für biologische Meßobjekte
einen Festkörper mit hoher Dielektrizitätskonstante, etwa in der Größenordnung von
etwa 10s, so werden Nebenfelder, wie sie sonst von metallischen Elektrodenoberflächen
her in die Luft ausstreuen, praktisch unterbunden. Auf die Abschirmung dieser Elektroden
kann demnach verzichtet werden. In einem solchen Festkörper findet aber auch bei
der verwendeten Länge einiger Zentimeter noch kein die Meßempfindlichkeit unzulässig
beeinträchtigender Spannungsabfall statt. Die Distanz zwischen der Abschirmung der
Elektrodenzuleitungen, die Nulipotential führen, und der Oberfläche des Meßobjektes,
die in der Umgebung der Meßelektrode Hochfrequenzpotential führt, kann daher groß
genug gewählt werden, um auch störende Nebenfelder in diesem Bereich zu unterbinden.
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Um störende Effekte zu vermeiden, die der Durchblutungsvorgang in
den oberflächlichen Bereichen der unmittelbaren zirkulären Umgebung der Elektrodenauflagefläche
sonst bewirken könnte, wird dieser umgebende Objektbereich mittels eines zirkulären
elastischen Körpers, z. B. mit einem Schaumgummiring, ebenfalls komprimiert.
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Die Herstellung eines räumlich hinreichend definierten Meßfeldes
wird einmal durch zweckentsprechende geometrische Gestaltung der Elektrodenkörper
und zum anderen durch schaltungstechnische Maßnahmen ermöglicht.
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Die Dielektrizitätskonstante des beschriebenen Elektrodenkörpers
liegt durchschnittlich hundertmal höher als diejenige der üblichen oberflächlichen
Gewebe (blutleere Haut) biologischer Meßobjekte. Dementsprechend müssen nach bekannten
physikalischen Gesetzen die Feldlinien senkrecht von der Elektrodenoberfläche in
das Meßobjekt eintreten. Die Konfiguration der objektseitigen Elektrodenoberfläche
beeinflußt daher den gesamten Feldverlauf im Objektinnern. Insbesondere kann den
Feldlinien eine solche Anfangsrichtung gegeben werden, daß eventuell im weiteren
Feldverlauf auftretende Inhomogenitätsflächen des Dielektrikums zu einer möglichst
geringen Feldaufstreuung (durch Brechung der Feldlinien) führen.
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Zur Erfassung des kapazitiven Scheinwiderstandes kleinster Flächenareale
und für beliebig geringe Eindringtiefe des Meßfeldes werden stäbchen- bis nadelförmige
Elektroden verwendet, die selbst auf sensibelste Meßobjekte, wie z. B. auf dem Auge,
mit meßbar variablem Auflagedruck ohne Schwierigkeiten aufgesetzt werden können.
Der Elektrodenabstand ist veränderbar und kann zweckentsprechend klein eingestellt
werden. Des weiteren ist die Verwendung einer einzigen punktförmigen Miniaturelektrode
möglich, wenn durch entsprechende Schaltmaßnahmen großflächige Teile des Meßobjektes
als Gegenelektrode wirksam werden.
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Da es bei hohen Meßfrequenzen unmöglich ist, eine störende kapazitive
Erdung des Meßobjektes (z. B. Mensch) völlig zu unterbinden, können stets auch diejenigen
Objektanteile, deren Messung jeweils nicht beabsichtigt ist, verfälschend in das
Meßergebnis eingehen. So kann z. B. bei Messungen am Schädel die Pulsation bzw.
Bewegungsunruhe im Gebiet der Gliedmaßen oder des Rumpfes durch Änderung der Erdungskapazität
irreführende Meßeffekte hervorrufen. Diese Schwierigkeit wurde durch eine vanable
Symmetrierung der beiden Meßelektroden gegen Erde wirksam unterdrückt, wie dies
aus der Schaltskizze gemäß Fig. 5 hervorgeht. Diese Symmetrierung zweier Elektroden
gegenphasig gegen Erde stellt nur einen Sonderfall dar, die Feldverteilung im biologischen
Meßobjekt dadurch maßgeblich zu beeinflussen, daß die an beliebig vielen Elektroden
liegenden Hochfrequenzspannungen untereinander und gegen Erde bestimmte und für
die Feldgestaltung zweckmäßige Phasendifferenzen erhalten.
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Die Scheinwiderstände der biologischen Meßobjekte sind klein (etwa
in der Größenordnung von 10 bis 100 Ohm) gegen die bei üblichen Schaltungen vorliegenden
Blindwiderstände der Schaltkapazitäten.
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Das bedeutet einen erheblichen Empfindlichkeitsverlust. Deshalb wird
vorzugsweise der Meßkreis MK zusammen mit dem OszillatorOI zu einer eigenen Baueinheit
zusammengefaßt, die von dem übrigen Teil des Gesamtgerätes räumlich getrennt ist
und in unmittelbarer Nähe des Meßobjektes aufgestellt bzw. direkt am Meßobjekt befestigt
werden kann. Auf diesem Wege gelingt es, die Elektrodenzuleitungen optimal kurz
zu halten. Im Bedarfsfall kann sich das Meßobjekt sogar frei bewegen.
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Soll die Beweglichkeit des Meßobjektes vollkommen sein, so kann gegebenenfalls
die Hochfrequenzenergie des Oszillators OI dem übrigen Gerät in an sich bekannter
Weise auf drahtlosem Wege zugeführt werden. Sollte die Frequenz des Oszillators
0 1 aus irgendwelchen Gründen für eine Ausstrahlung
ungeeignet sein, so kann seine
Hochfrequenzenergie zur Steuerung eines anderen, an sich bekannten Gebers benutzt
werden.