DE19818147C1 - Verfahren und Anordnung zur Analyse des Pulsverlaufs einer zentralen Pulswelle - Google Patents
Verfahren und Anordnung zur Analyse des Pulsverlaufs einer zentralen PulswelleInfo
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zur Analyse des Pulsverlaufes einer zentralen Pulswelle zur Diagnose arteriosklerotischer Veränderungen der Aorta. DOLLAR A Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein Verfahren und eine Anordnung anzugeben, mit denen eindeutige und gut meßbare Parameter zu erfassen sind, die in Beziehung zur Sklerotisierung der Aorta stehen. Diese Parameter bzw. Indizes sollen eine hochsignifikante Korrelation zum Alter gesunder Probanden ergeben, so daß Abweichungen von dieser normalen Altersabhängigkeit auf pathologische Veränderungen schließen lassen. DOLLAR A Erfindungsgemäß wird der Pulsverlauf einer zentralen Pulswelle, vorzugsweise des Karotispulses, analysiert, indem Indizes aus der Welligkeit des diastolischen Pulsverlaufes abgeleitet werden, wobei als Zeit- und Amplitudenbezugspunkt die Kerbe der Inzisur dient. DOLLAR A Wesentliche Indizes sind die Zeitintervalle von der Kerbe der Inzisur bis zum Maximum bzw. bis zum distalen Wendepunkt der diastolischen Pulswelle. DOLLAR A Der Karotispuls wird bei geringem Anlagedruck über einen aufblasbaren Luftkissensensor abgenommen. In einer elektronischen Anordnung werden die Pulssignale mittels EKG-Triggerung gemittelt (Average) und mittels eines Mikrorechners verarbeitet. DOLLAR A Die hochsignifikante Korrelation der Meßwerte mit dem Alter erlaubt es, bei alterbezogenen Abweichungen auf arteriosklerotische Veränderungen zu schließen, wobei ein sogenanntes "Biologisches Alter" definiert werden kann. Durch ...
Description
Die Erfindung geht aus von einem Verfahren und einer Anordnung
zur Analyse des Pulsverlaufes einer zentralen Pulswelle zur
Diagnose arteriosklerotischer Veränderungen der Aorta.
Arteriosklerotische Veränderungen sind in erster Linie durch
präventive Maßnahmen aufzuhalten. Es ist deshalb von hohem In
teresse, rechtzeitig Veränderungen, die von der Norm abwei
chen, zu erkennen.
Nach bisherigem Kenntnisstand ist eine zuverlässige Diagnostik
kostenaufwendig und nur vertretbar, wenn zufolge anderer Hin
weise die Notwendigkeit begründet werden kann.
Die Diagnostik der Arteriosklerose beruht auf der angiographi
schen Darstellung des Gefäßlumens und auf der Anwendung hoch
entwickelter Ultraschall- und radiologischer Techniken. Zur
Beurteilung der Aorta ist hierbei die Computer-Tomographie
(CT) sowie die Magnetresonanz-Tomographie (MRT) von besonderer
Bedeutung.
Im Vorfeld sind weniger aufwendige Methoden von Interesse.
Diese beruhen auf der Analyse der elastischen Eigenschaften
der großen Gefäße anhand der Ausbreitungsgeschwindigkeit arte
rieller Pulswellen.
Es ist z. B. bekannt, durch Messung der Pulswellengeschwindig
keit, insbesondere in der Aorta, eine Maßzahl zu gewinnen, die
in Beziehung zur Dehnbarkeit bzw. zur Elastizität und damit
zur Sklerotisierung der Gefäßwand der Aorta und der großen Ge
fäße steht.
Die erforderliche Meßtechnik ist schlecht praktikabel und feh
leranfällig durch die Problematik der Definition der Meßpunkte
und der effektiven Meßstrecken.
Die Streuung der Meßwerte ist ungewöhnlich groß und erlaubt
nicht die Beurteilung des individuellen Patienten, obgleich
das Verfahren zur Gruppentrennung bzw. für epidemiologische
Studien durchaus geeignet ist, da sich hierbei die methodi
schen Fehler herausmitteln.
Es wurde auch ein Verfahren beschrieben, das die Pulsüberhö
hung ("Augmentations-Index") eines zentralen Pulses (Aorta,
Karotis) im systolischen Abschnitt der Pulswelle erfaßt, die
durch die Überlagerung mit reflektierten Pulswellen entsteht,
indem die Geschwindigkeit der reflektierten Pulswelle wiederum
von den elastischen Eigenschaften des Gefäßrohres abhängt.
Rückschlüsse auf eine Skerotisierung der Aorta sind hierbei
jedoch nicht eindeutig, da der Reflexionsfaktor u. a. vom peri
pheren Gefäßtonus abhängt. Andererseits liegt die reflektierte
systolische Pulswelle bei den mittleren Altersgruppen etwa im
Zeitbereich des Schlusses der Aortenklappe (Inzisur der Puls
welle).
Es wurde auch ein Verfahren beschrieben, welches auf der Basis
der Mustererkennung beruht (US 5,000,188), wobei individuell
ermittelte Pulswellen mit dem gespeicherten mittleren Pulsver
lauf unterschiedlicher Altersgruppen rechentechnisch verglich
en werden und wobei die beste Übereinstimmung, erkennbar durch
den höchsten Korrelationskoeffizienten zur Definition eines
sog. "physiologischen Alters" des Patienten dienen, was bei
Vergleich mit dem realen Alter eine Aussage zum Status der
Sklerotisierung ermöglicht. Es ist leicht erkennbar, daß hier
bei der systolische Pulsverlauf maßgeblich zur Bewertung bei
trägt und somit die Zuverlässigkeit der gewinnbaren Aussage
den weiter vorn geschilderten Einschränkungen bzw. Störfakto
ren unterliegt.
Zur Ermittlung des Beginns und des Grades der Arteriosklerose
wurde u. a. ein Verfahren zur Ermittlung arterieller Daten vor
geschlagen (US 5,343,867; US 5,297,556 und US 5,241,963).
Dieses Verfahren beruht auf der Impedanzplethysmographie und
ist beschränkt auf die Diagnostik der Extremitäten insbe
sondere der Beine. Auf arteriosklerotische Veränderungen in
der Aorta kann nur indirekt geschlossen werden. Das Verfahren
ist hinsichtlich der Bewertung sehr aufwendig und zeigt nur
eine gering ausgeprägte Korrelation zum Alter.
Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein Verfahren und
eine Anordnung anzugeben, mit denen eindeutige und gut meßbare
Parameter zu erfassen sind, die in Beziehung zur Sklerotisie
rung der Aorta stehen. Diese Parameter bzw. Indizes sollen
eine hochsignifikante Korrelation zum Alter gesunder Probanden
ergeben, so daß Abweichungen von dieser normalen Altersabhän
gigkeit auf pathologische Veränderungen schließen lassen.
Diese Aufgabe wird mit dem Verfahren gemäß Anspruch 1 und mit der Anordnung
gemäß Anspruch 8 gelöst.
Das erfindungsgemäße Verfahren vermeidet die Analyse des sy
stolischen Abschnittes der Pulswelle. Sie beruht dagegen auf
Indizes, die aus dem diastolischen Abschnitt der Pulswelle ab
geleitet werden. Als Bezugspunkt für die Vermessung, d. h. für
die Bildung von Zeit- und Amplitudenindizes des diastolischen
Pulsverlaufs, dient die Kerbe der Inzisur.
Wesentlicher Informationsträger ist die Welligkeit des di
astolischen Abschnitts der Pulswelle, die ihren Ursprung in
reflektierten Pulswellen hat, die umso schneller zum Herz bzw.
zum zentralen Meßpunkt zurücklaufen, je stärker die Skleroti
sierung der Aorta bzw. der großen Gefäße fortgeschritten ist.
Die diastolische Welle soll hierbei als Reflexion des un
mittelbar vor der Kerbe der Inzisur liegenden Abschnittes der
systolischen Welle verstanden werden, deren Rückfront exakt
durch den Schluß der Aortenklappe (Inzisur) begrenzt ist.
Erfindungsgemäß wird ein Zeitintervall T1 und/oder T2 be
stimmt, gemessen von der Kerbe der Inzisur bis zum Maximum
bzw. distalen Wendepunkt der diastolischen Pulswelle (vgl.
Fig. 2).
Der physikalische Parameter, der den Zeitintervallen T1 und T2
zugrunde liegt, ist die Pulswellengeschwindigkeit in der
Aorta, gemessen mit Kriterien, die in Beziehung zur Rückfront
der reflektierten Welle stehen. Die Zeitintervalle sind ab
hängig von der doppelten Entfernung der Aortenklappe bis zum
Reflexionsort. Die dominierende Reflexion findet nach bisheri
gen Erkenntnissen am Verzweigungsort der Aorta abdominalis
statt (Bifurkation). Die Meßstrecke der reflektierten Pulswel
le ist deshalb auf die Körpergröße h zu normieren, wobei vor
ausgesetzt wird, daß eine ausreichend hohe Korrelation der
Meßstrecke zur Körpergröße gegeben ist. Gegebenenfalls muß
durch eine individuelle Längenmessung eine zusätzliche anato
mische Korrektur erfolgen. Andererseits steigt die Pulswellen
geschwindigkeit mit zunehmendem Blutdruck, indem durch die
größere Vordehung die Nachgiebigkeit der Aortenwand abnimmt.
Die Zeitintervalle T1 und T2 sind somit auch auf den Blutdruck
zu normieren. Diese Normierung erfolgt durch Multiplikation
mit dem mittleren Blutdruck PM und Division mit der Körpergrö
ße h, d. h. T1' = T1PM/h bzw. T2' = T2PM/h. T1' und T2' sind somit
die für die Diagnose maßgebenden relativen Zeitintervalle.
Für die Berechnung des während der Zeitintervallmessung wirk
samen mittleren Blutdrucks soll mit ausreichender Genauigkeit
gelten PM = PD + 0,4 (PS - PD).
Das Maximum der reflektierten Pulswelle, welches das Zeitin
tervall T1 bestimmt, wird durch das Inzisurphänomen beein
flußt, deshalb wird zusätzlich das Zeitintervall T2 bis zum
distalen Wendepunkt der reflektierten Welle bestimmt. Da die
Rückfront der reflektierten Welle außerdem durch den Pulsab
fall des systolischen Abschnitts vor der Kerbe der Inzisur
charakterisiert ist, wird weiterhin das Zeitintervall τ vom
Wendepunkt des Pulsabfalls vor der Kerbe der Inzisur bis zur
Kerbe der Inzisur bestimmt, so daß insgesamt 4 miteinander
korrelierende relative Zeitintervalle ermittelt werden T1' und
T2' sowie T1' + τ und T2' + τ.
Zur Ermöglichung der Analyse bzw. der rechentechnischen Bear
beitung der Welligkeit des diastolischen Pulsverlaufs wird für
einen zu standardisierenden Zeitabschnitt T0 von z. B. 300 ms,
gerechnet von der Kerbe der Inzisur, die Amplitudendifferenz
eines approximierten linearen Pulsabfalls zur Amplitude der
Kerbe der Inzisur, zum realen diastolischen Pulsverlauf
addiert. Es ist jedoch auch daran gedacht, aus dem diastoli
schen Pulsverlauf Amplitudenindizes abzuleiten, die auf die
Amplitude der Kerbe der Inzisur bezogen werden.
Amplitudenindizes können gebildet werden, indem die aktuelle
Amplitude der realen oder der korrigierten Pulswelle nach ei
ner bestimmten Zeitdauer von z. B. 100 ms nach der Kerbe der In
zisur auf die Amplitude der Kerbe der Inzisur bezogen werden.
Das beschriebene Verfahren vermeidet die Einschränkungen der
bekannten Verfahren, indem insbesondere die hier beschriebenen
Zeitintervalle mit großer Zuverlässigkeit ein Maß für arte
riosklerotische Veränderungen der Aorta darstellen. Diese Zu
verlässigkeit wird durch eine hochsignifikante Abhängigkeit
der genutzten relativen Zeitintervalle vom Alter, gemessen bei
einer gesunden Kontrollgruppe, erkennbar. Die normale Abhän
gigkeit dieser Zeitintervalle vom Alter ist gespeichert. Der
Vergleich der bei einem Patienten gefundenen relativen Zeitin
tervalle mit den gespeicherten "Normalwerten" liefert als Er
gebnis Altersangaben, die gemittelt werden. Abweichungen des
auf diese Weise gefundenen sogenannten "Biologischen Alters"
vom wahren Alter des Patienten werden als Maß für den Grad der
Sklerotisierung verstanden. Größere pathologische Abweichungen
können durch Wiederholungsmessungen verifiziert werden.
Verbleibende Streuungen können durch die gleichzeitige Analyse
weiterer Parameter eingegrenzt werden, wobei die Analyse die
ser Parameter nach bekannten Verfahren erfolgen kann. Weitere
Parameter können beispielsweise sein: Radialispuls, Finger
puls, Zehenpuls u. a., wobei zwar die Sklerotisierung periphe
rer Arterien erfaßt wird, was jedoch meist in Verbindung mit
der Sklerotisierung zentraler Gefäße beobachtet wird.
Alle gewonnenen Parameter werden statistisch verknüpft, wobei
die unterschiedliche Spezifität und Sensitivität der einzelnen
Parameter berücksichtigt wird.
Das Problem der Gewinnung eines zuverlässigen zentralen Pul
ses, vorzugsweise des Karotispulses, wird dadurch gelöst, daß
durch die Anlage des Puslwandlers nur eine sehr geringe Druck
belastung der Arterie Karotis erfolgt. Der eigentliche Puls
sensor wird hierbei von einem Halsband ohne merklichen Anlage
druck gehalten, wobei dieser pneumatische Sensor zur Herstel
lung eines guten mechanischen Kontaktes unter einen geringen
Überdruck gesetzt wird und den Volumenschwankungen des der Ar
terie Karotis überlagerten Gewebes folgen kann und der pneuma
tische Sensor mit einem Drucksensor verbunden ist.
Der pneumatische Sensor besteht hierbei im bevorzugten Fall
aus einem mit dem Halteband verbundenen aufblasbaren Luft
kissen.
Die Messungen werden vorzugsweise am sitzenden Patienten
durchgeführt. Auf diese Weise wird der störende Einfluß einer
venösen Pulswelle praktisch ausgeschlossen.
Grundsätzlich können auch andere weitgehend zentrale Puls
wellen dem Verfahren zu Grunde gelegt werden. Hierzu gehört
der Subclaviapuls oder auch eine direkt über dem Thorax nach
dem Verfahren der Impedanzplethysmographie gemessene Pulswel
le. Auch ein mehr peripher gelegener Puls kann verwendet wer
den, wie z. B. der Brachialis- oder der Radialispuls, wobei
diese Pulse bei Berücksichtigung der Übertragungsfunktion in
an und für sich bekannter Weise rechentechnisch zu korrigieren
sind. Jedoch treten hierbei zusätzliche Fehler auf. Zu bevor
zugen ist der Karotispuls, gemessen nach dem hier beschriebe
nen Prinzip, welches besondere Vorteile bietet.
Nachfolgend wird die Erfindung an einem Ausführungsbeispiel
näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 Typischer Verlauf einer Karotispulswelle mit einge
zeichnetem approximierten linearen Pulsabfall von der
Kerbe der Inzisur bis zum Schnittpunkt mit dem realen
Pulsabfall nach einem Zeitintervall T0 von z. B. 300 ms.
Fig. 2 Darstellung des korrigierten diastolischen Pulsabfalls
für das Intervall To zur Ermöglichung der Analyse bzw.
der rechentechnischen Bearbeitung der Welligkeit des
diastolischen Pulsverlaufs. Für einen zu standardisie
renden Zeitabschnitt T0 von z. B. 300 ms, gerechnet von
der Kerbe der Inzisur, wird die Amplitudendifferenz
eines approximierten linearen Pulsabfalls zur Amplitude
der Kerbe der Inzisur, zum realen diastolischen Puls
verlauf, addiert.
Darstellung des Zeitintervalls T1, gerechnet von der
Kerbe der Inzisur bis zum Maximum der diastolischen
Pulswelle, sowie Zeitintervall T2, gemessen von der
Kerbe der Inzisur bis zu dem auf das Maximum der
diastolischen Pulswelle folgenden Wendepunktes und des
Korrektur-Zeitintervalls τ, gemessen vom Zeitpunkt der
max. Druckabfallgeschwindigkeit unmittelbar vor der
Kerbe der Inzisur bis zur Kerbe der Inzisur.
Fig. 3 Darstellung des differenzierten Karotispulses zur Ge
winnung von Kriterien zur Erfassung und Bewertung der
relevanten Zeitintervalle T1, T2 und τ.
Fig. 4 Pneumatischer Pulssensor zur Abnahme des Karotispulses
und schematische Darstellung einer Anordnung zur elek
tronischen Weiterverarbeitung des Pulssignals mit Dar
stellung zur Erfassung eines EKG-Signals, welches ins
besondere zum exakten Averaging der Pulssignale
benötigt wird und Darstellung zusätzlicher Signalkanäle
für die Erfassung weiterer Pulssignale bzw. Parameter.
Fig. 5 Flußdiagramm zur relevanten Datenerfassung, Datenbe
wertung und Ergebnisausgabe.
Fig. 6 Flußdiagramm, Detail zur Bewertung der Pulswelle und
zur Ergebnisausgabe.
Zur Gewinnung und Bewertung der Zeitintervalle T1 und/oder T2
sowie des Korrekturintervalls τ, die eine hohe Aussagekraft
besitzen (Fig. 1 und 2), dient die meßtechnische Anordnung
gemäß Fig. 4.
Die in diesem Ausführungsbeispiel näher beschriebene Anordnung
besteht aus einem pneumatischen, aufblasbaren Sensorelement 1
zur Abnahme des Karotispulses, welches mit einem vorzugsweise
dehnbaren Halteband 2 am Hals des Patienten über der tastbaren
Arterie Karotis angelegt wird, ohne daß das Sensorelement ge
gen die Arterie gepreßt wird. Guter mechanische Kontakt mit
dem der Arterie vorgelagerten Körpergewebe wird erst herge
stellt, indem das Sensorelement 1, das z. B. aus einem aufblas
baren Luftkissen besteht, mittels der Pumpe 6, dem
Ausgleichsbehälter 4 über den Verbindungsschlauch 3 mit Luft
gefüllt wird. Der Luftdruck soll nur 10-30 mm Hg betragen und
wird mittels des Druckwandlers 7, der auch das Pulssignal lie
fert, gemessen. Durch das Ventil 5 wird die Pumpe vom Luftvo
lumen des Sensorsystems getrennt. Das vom Druckwandler 7 ge
lieferte Pulssignal wird über ein Filter 8, einen Verstärker 9
und den A/D-Wandler 10 der CPU 11 zugeführt.
Gleichzeitig wird vom Patienten ein EKG-Signal abgenommen und
über das Filter 18, den Verstärker 19 und den A/D-Wandler 20
ebenfalls der CPU 11 zugeführt.
Über die Eingänge Puls 2, 3 und die Filter 21/24, die Verstär
ker 22/25 und die A/D-Wandler 23/26 können weitere Pulssignale
der CPU 11 zugeführt werden. Selbstverständlich können alle
Signale auch über einen Multiplexer durch nur einen A/D-Wand
ler digitalisiert werden.
Über eine Programm-Software, die im ROM 12 gespeichert ist,
sind alle Arbeits- bzw. Rechenfunktionen festgelegt. Die Be
dienung erfolgt über das Tastenfeld 17.
In den Flußdiagrammen der Fig. 5 und 6 wird ein möglicher Pro
grammablauf beschrieben. Das Arbeitsprogramm (Software) ist im
Programmspeicher 12 gespeichert.
Nach dem Betätigen der Taste Start 17 erfolgt über das Dis
play 15 zunächst die Aufforderung, die Patientendaten einzuge
ben, incl. Körpergröße und aktuellem Blutdruck. Zu allen Spei
chervorgängen während der gesamten Messung und Verarbeitung
dient der Arbeitspeicher 13.
Nach Anlegen des Pulswandlers und der EKG-Elektroden werden
die zu verarbeitenden Signale auf dem Display 15, angezeigt.
Besondere Bedeutung findet hierbei der Karotispuls, indem ge
gebenenfalls durch Positionsänderung des Pulsabnahmesensors 1
die Signalqualität optimiert wird.
Sobald erkennbar ist, daß gute Pulssignale aufgenommen werden,
wird durch erneute Betätigung der Taste Start mit dem Avera
ging begonnen.
Dargestellt wird z. B. der aktuelle Karotispuls sowie darunter
der durch Averaging zunehmend stabilisierte Pulsverlauf.
Gestörte Pulse werden dem Averaging nicht zugeführt, sondern
werden durch Festlegung von Plausibilitätskriterien elimi
niert.
Wahlweise separat oder simultan mit der Pulswelle läßt sich
auch das EKG darstellen, sowie weitere Pulssignale.
Sobald ein einwandfreier gemittelter (Average) Karotispuls er
kennbar ist, wozu im allgemeinen mindestens eine Minute benö
tigt wird, wird durch Betätigen der Taste Auswerten 17, dieser
Puls gespeichert und es werden keine weiteren Pulssignale auf
genommen.
Wie dem Flußdiagramm in Fig. 6 weiter entnommen werden kann,
wird nunmehr das Bewertungsprogramm wie folgt automatisch ab
gearbeitet:
- - Bestimmung der Kerbe der Inzisur.
- - Korrektur des diastolischen Abschnitts der Pulswelle durch Elimination eines approximierten linearen Pulsab falls gemäß Fig. 2.
- - Differenzierung der gesamten korrigierten Pulswelle gemäß
Fig. 3.
Der Null-Durchgang der differenzierten Pulswelle nach der Kerbe der Inzisur entspricht dem Maximum der diastoli schen Pulswelle. Das anschließende negative Maximum ent spricht dem distalen Wendepunkt. - - Bestimmung der Zeitintervalle T1 und T2 gemäß Fig. 2 und 3.
- - Normierung der Zeitintervalle T1 und T2 nach Körpergröße h
und mittlerem Blutdruck PM.
Die Normierung erfolgt durch Multiplikation mit dem mittle ren Blutdruck PM und Division mit der Körpergröße h, d. h. T1' = T1PM/h bzw. T2' = T2PM/h. Die relativen Zeitintervalle T1' bzw. T2' sind damit unabhängig vom Blutdruck und von der Körpergröße. Die Ermittlung des mittleren Blutdrucks erfolgt vorzugsweise nach der Beziehung PM = PD + 0,4 (PS - PD). - - Bestimmung des Korrekturintervalls τ, das einen Bezug zum distalen Wendepunkt der systolischen Pulswelle herstellt.
- - Vergleich der Parameter T1 und T2 sowie T1 + τ und T2 + τ mit
gepeicherten Normalwerten, die als Funktion des Alters vor
liegen. Die Ergebnisse werden gemittelt.
Das Meßergebnis ist somit eine Altersangabe, die als "Bio logisches Alter" verstanden werden kann. Abweichungen zum realem Alter des Patienten können als Status der Skleroti sierung definiert werden, d. h. Übereinstimmung = normal. - - Größere "pathologische" Abweichungen sind zunächst durch Wiederholungsmessungen zu verifizieren (Fig. 5).
- - Durch Bewertung ergänzender Parameter und entsprechende Wichtung der Parameter nach Spezifität und Sensitivität kann eine Verbesserung der Aussage erzielt werden (Fig. 6).
- - Eingabe von Kommentaren vor der Ausgabe der Ergebnisse.
- - Ausgabe der Ergebnisse durch Drucker und/oder auf einem ent nehmbaren Datenträger (Diskette, Speicherkarte). Auf diese Weise können die Ergebnisse zur Trendbeobachtung gesammelt werden, wobei durch spezielle Software eine Bewertung in Standard PC's möglich wird.
Claims (10)
1. Verfahren zur Analyse des Pulsverlaufs einer zentralen
Pulswelle zur Diagnose arteriosklerotischer Veränderungen der
Aorta, dadurch gekennzeichnet, daß der diastolische Abschnitt
der Pulswelle analysiert wird, indem Indizes gebildet werden,
die aus der Welligkeit des diastolischen Pulsverlaufs abgelei
tet werden, wobei als Zeit- und Amplitudenbezugspunkt die Ker
be der Inzisur dient.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß als
zentrale Pulswelle der Karotispuls analysiert wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß zur rechentechnischen Bearbeitung der Welligkeit des dia
stolischen Pulsverlaufs für einen standardisierten Zeitab
schnitt gerechnet von der Kerbe der Inzisur, die Amplituden
differenz eines approximierten linearen Pulsabfalls zur Ampli
tude der Kerbe der Inzisur, zum realen diastolischen Pulsver
lauf addiert wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekenn
zeichnet, daß einer der relevanten Indizes in einem Zeitin
tervall T1 besteht, gemessen von der Kerbe der Inzisur bis zum
Maximum der diastolischen Pulswelle, wobei beim Auftreten meh
rere Maxima das dominierende Maximum gewählt wird, wobei das
Zeitintervall auf gleiche Körpergröße und gleichen mittleren
Blutdruck normiert werden.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn
zeichnet, daß einer der relevanten Indizes in einem Zeitin
tervall T2 besteht, gemessen von der Kerbe der Inzisur bis zu
dem auf das Maximum der diastolischen Pulswelle folgenden Wen
depunkt.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekenn
zeichnet, daß zu dem Zeitintervall T1 bzw. T2 ein Korrektur
intervall τ addiert wird, wobei dieses Intervall ermittelt
wird vom Zeitpunkt der max. Pulsabfallgeschwindigkeit unmit
telbar vor der Kerbe der Inzisur bis zur Kerbe der Inzisur.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß neben der Bewertung des diastolischen Ab
schnittes einer zentralen Pulswelle die Bewertung weiterer
Parameter hinzugezogen werden, die zu sklerotischen
Veränderungen der Blutgefäße in Beziehung stehen, wobei insbe
sondere die Bewertung peripher abgenommener Pulswellen er
folgt, wie z. B. Radialispuls, Fingerpuls, Zehenpuls u. a.
8. Anordnung zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der
Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Anordnung
aus einem Pulswandler (1-7) zur Abnahme des Karotispulses und
einer elektronischen Verarbeitungseinheit (8-26) besteht, wo
bei der Pulswandler aus einem aufblasbaren pneumatischen Sen
sor (1) mit einem Halteband (2) besteht, die in dem Sensor (1)
entstehenden pulssynchronen Luftdruckschwankungen über einen
Verbindungsschlauch (3) einem Druckwandler (7) zugeführt wer
den und der pneumatische Sensor mittels einer Pumpe (6) über
einen Ausgleichsbehälter (4) aufblasbar ist, wobei zur Tren
nung der pneumatischen Elemente (3, 4) des Sensors (1) von der
Pumpe (6) ein Ventil (5) dient.
9. Anordnung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der
pneumatische Sensor (1) aus einem aufblasbaren Luftkissen be
steht.
10. Anordnung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der
pneumatische Sensor (1) aus einer aufblasbaren, mit einer fei
nen Gummimembran überspannten Kapsel, besteht.
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