DE2147368B2

DE2147368B2 - Vorrichtung zur Messung von Änderungen des venösen Blutvolumens

Info

Publication number: DE2147368B2
Application number: DE2147368A
Authority: DE
Inventors: Hewitt Brownell Dedham Mass. Wheeler (V.St.A.)
Original assignee: Codman and Shurtleff Inc
Current assignee: Codman and Shurtleff Inc
Priority date: 1970-09-24
Filing date: 1971-09-22
Publication date: 1979-09-20
Also published as: GB1359531A; CA992155A; DE2147368A1; AU471144B2; AU3384171A; FR2106315A5; SE378755B

Description

Die Erfindung eignet sich zur Messung von Änderungen des venösen Blutvolumens in einem Lebewesen, zum Nachweis des Vorhandenseins oder Fehlens von venösen Okklusionen in der Form verborgener, unter Umständen lebensgefährlicher Blutgerinnsel, oder zum Nachweis innerer Blutungen oder anderer Abnormalitäten, bei welchen meßbare Änderungen des venösen Blutvolumens auftreten.

Die geeignete Funktion eines Lebewesens hängt unter anderem von einer kontinuierlichen Durchblutung der Blutgefäße ab. Bei gewissen Patienten können verschiedene pathologische Bedingungen auftreten, welche diese Durchblutung verhindern. Beispielsweise kann sich ein Blutgerinnsel in einem Gefäß bilden, insbesondere in einer Vene, und kann die Durchblutung verhindern, oder innere Blutungen können auftreten, welche das venöse Blutvolumen verringern und schließlich zu einem Schlaganfall oder gar zum Tode führen können.

Rs sind verschiedene Verfahren bekannt, um derartige Bedingungen zu diagnostizieren. Jedes dieser Verfahren hat jedoch gewisse Nachteile, die häufig dessen Zuverlässigkeit und/oder Durchführbarkeit

beeinträchtigen. Beispielsweise in dem lebenswichtigen Bereich der Diagnose des Vorhandenseins oder des Fehlens von Blutgerinnseln in einer Vene besteht das üblichste Verfahren darin, daß eine physische Prüfung des Patienten nach Indikationen wie Anschwellungen, lokaler Empfindlichkeit, Schmerzen in der Wade bei Dorsiflexion des Fußes, oder Dehnungen künstlicher Venen. Das Verfahren benötigt Geschicklichkeit und Erfahrung bei der Interpretation der erfolgten Beobachtungen und ist häufig ungenau, insbesondere bei der Diagnose des Vorhandenseins kleiner Gerinnsel.

Andere Verfahren zum Nachweis von Blutgerinnseln beinhalten die Injektion von für Röntgenstrahlen undurchlässigen Substanzen in die Blutgefäße, wonach eine radiologische Untersuchung der Gefäße erfolgt, beispielsweise bei der Venographie oder bei der Injektion radioaktiver Spurensubstanzen in das Blut, wonach eine Überwachung der radioaktiven Emission zu der Bestimmung erfolgt, ob ein Konzentrationsbereich vorhanden ist, welcher ein Blutgerinnsel anzeigt Diese Verfahren sind genauer als eine physische Prüfung, sind aber beide anfällig und dramatisch, weshalb diese Methoden bei vielen Patienten nur beschränkt anwendbar sind. Ferner müssen die injizierten Substanzen steril sein und der Patient muß sorgfältig beobachtet werden, ob unerwünschte Reaktionen auftreten. Mit diesen Methoden wurden in Einzelfällen ernsthafte Komplikationen bekannt Ferner wird dabei die Zeit eines erfahrenen Arztes bei der Interpretation benötigt.

Es fanden ferner Ultraschallverfahren Verwendung, bei welchen die Frequenz eines durch die Blutgefäße hindurchgesandten Ultraschallbündels in Beziehung mit dem Durchfluß durch die Blutgefäße gesetzt wurde. Diese Verfahren erfordern große Erfahrung beim Benutzer bei der geeigneten Anordnung der Umwandler und bei der Interpretation der austretenden Schallwellen. Die Genauigkeit ist deshalb in einem großen Ausmaß abhängig von der Erfahrung desjenigen, der die Messungen und Interpretationen der Ergebnisse durchführt. Selbst in den Händen sehr erfahrener Beobachter sind diese Verfahren mitunter ungenau, obwohl sie immer noch besser als physische Prüfungen sind.

Verfahren zum Nachweis innerer Blutungen sind weitgehend von indirekten Beobachtungen des Zustands eines Patienten und von der Überwachung bestimmter Größen des Blutdrucks abhängig. Diese Verfahren geben nicht immer ein zuverlässiges Ergebnis. Ferner werden oft weitere Beobachtungen von medizinischem Personal erforderlich, wodurch die Anwendbarkeit begrenzt ist. Verfahren wie das Einsetzen einer Kanüle in die Blutgefäße fanden bisher mitunter Verwendung, welche Verfahren jedoch eine Infektionsgefahr neben anderen Nachteilen mit sich bringen kann. Kürzlich entstand ein Interesse für die Ausnutzung von Impedanzmessungen zur Prüfung der Blutzirkulation in den Arterien. Blut ist ein guter elektrischer Leiter und die Leitfähigkeit (welche der reziproke Wert der Impedanz ist) durch ein Blutgefäß ist proportional dem Blutvolumen in dem Gefäß. In den Arterien schwankt das Blutvolumen und damit die Leitfähigkeit entsprechend der Pumpwirkung des Herzens. Wenn eine Arterie durch ein Gerinnsel blockiert ist, ist jedoch die Blutströmung von dem Herzen verringert und die Schwankungen des Blutvolumens der elektrischen Leitfähigkeit sind entsprechend verringert. Deshalb ergeben die Schwankungen der

Leitfähigkeit bei der Zirkulation des Bluts durch die Arterien eine Anzeige des Vorhandenseins oder Fehlens eines Blutgerinnsels in einer Arterie. Diese Impulsweile in den Arterien verschwindet jodoch in den kleinen Blutgefäßen der kapillaren Verzweigung und liefert deshalb keine Information über den Zustand der Venen. Deshalb wurden Impedanzmeßverfahren bisher nicht zum Nachweis des Vorhandenseins von Blut?erinnseln oder anderen Okklusionen in den Venen verwandt

Fer liefern die von bekannten Impedanzmessungen abgeleiteten Daten keine direkte Anzeige der Symptome, sondern müssen häufig weiter verarbeitet und sorgfältig durch erfahrenes Personal interpretiert werden, bevor bedeutsame Schlußfolgerungen gemacht werden können. Dies begrenzt die Anwendbarkeit derartiger Verfahren primär auf Laboratoriumsuntersuchungen und schließt für alle praktischen Verwen dungszwecke die Anwendung in der Praxis e^:nes Arztes aus, ebenso in Krankenhäusern oder in Operationsräumen.

Ein anderer interessierender Parameter ist die Durchflußgeschwindigkeit des Bluts durch die Arterien. Diese gibt dem Arzt eine wichtige Information im Hinblick auf den Zustand des Herzens, den Ton der Wände der Arterien und indirekt des Blutvolumens, neben anderen Faktoren. Schätzungen der Durohflußgeschwindigkeit des Bluts in einem Subjekt erfolgten bisher durch zahlreiche Verfahren, aber keine bekanntes Verfahren konnte bisher eine ausreichende Genauigkeit gewährleisten, oder eine ausreichende Einfachheit und Zuverlässigkeit, welche eine allgemeine Verwendbarkeit für Diagnoseverfahren gewährleistet.

Es ist deshalb Aufgabe der Erfindung, eine Vorrichtung zur Messung von Änderungen des venösen Blutvolumens zu schaffen, bei dem Messung unter Vermeidung der genannten Nachteile und Schwierigkeiten einfach durchgeführt und interpretiert werden kann, so daß die Vorrichtung durch ungeschultes Personal benutzbar ist, um schnelle und genaue Messungen durchführen zu können. Die Vorrichtung soll die Durchführung eines einfachen, nicht invasiven und atraumatischen Verfahrens ermöglichen und für allgemeine Diagnosezwecke verwendbar sein. Durch die Vorrichtung soll das Vorhandensein oder das Fehlen von venösen Okklusionen schnell und genau feststellbar sein, ebenso von venösen Konstriktionen. Ferner soll diese Vorrichtung eine schnelle und genaue Diagnose des Auftretens eines Blutverlustes in dem Blutkreislauf ermöglichen.

Die Impedanz eines Körperabschnitts hängt teilweise von der Blutmenge in den Arterien und Venen in diesem Abschnitt ab und ändert sich normalerweise leicht mit jedem Herzschlag und mit der Atmung. Diese Impedanz kann gemessen werden, indem zwei Elektroden über einen Körperteil angelegt werden und die Spannung zwischen den Elektroden in Abhängigkeit von einem durchgeleiteten Strom gemessen wird. Um Ungenauigkeiten aufgrund des Spannungsgefälles zwischen den Elektroden und der Haut des Patienten zu vermeiden, wird die Impedanzmessung vorzugsweise mit Hilfe von zwei Elektrodenpaaren durchgeführt, wobei ein Paar dazu verwandt wird, einen Strom durch einen Körperabschnitt zwischen den Elektroden zuzuführen, während das andere Paar dazu verwandt wird, das Spannungsgefälle über diesem Körperabschnitt oder einem Teil davon zu messen. Wenn die Elektroden in einer Brückenschaltung angeordnet werden, wird diese

Anordnung als Kelvin-Brückenschaltung bezeichnet

Wenn ein Verlauf der Impedanz zwischen den Meßelektroden in Abhängigkeit von der Zeit z. B. auf einem Oszilloskop oder einem Streifenschreiber beobachtet wird, ist dieser Verlauf durch eine Impedanz-Basislinie gekennzeichnet, deren Größe teilweise durch das venöse Blutvolumen bestimmt ist, welche eine primäre, schnelle Impedanzänderung (ca 60—80/Min.) mit kleiner Amplitude überlagert ist, aufgrund der Änderungen der Impedanz in den Arterien, welche durch den Pumpeffekt des Herzens und durch eine sekundäre, langsam schwankende Impedanzänderung (ca. 10—12/Min.) verursacht wird, die ebenfalls eine relativ kleine Amplitude hat und zusammen mit der normalen Atmung des Patienten während der Messung auftritt Diese sekundären Impedanzänderungen sind vermutlich auf geringe Änderungen des venösen Blutvolumens zurückzuführen, welche durch die Druckänderungen in den untergeordneten Venengefäßen während der verschiedenen Phasen des Atmungszyklus erzeugt werden.

Bisher wurde diese langsamere, durch die Atmung bedingte Änderung als unbedeutendes Geräusch bei der Messung der arteriellen Irnpedanzschwankungen betrachtet, welche durch die normale Herzwirkung verursacht werden, weshalb diese Einflüsse bisher unterdrückt oder während der Messung korrigiert wurden, indem gewöhnlich dem Patienten gesagt wurde, sehr ruhig zu atmen oder den Atem anzuhalten. Der Erfindung liegt jedoch die Erkenntnis zu Grunde, daß di'ise sekundäre Änderung eine kritische Information über das Blutvolumen und die Durchflußrate des Bluts durch den zu messenden Körperabschnitt liefern kann und eine direkte Anzeige der pathologischen Bedingungen ermöglicht, beispielsweise die Anwesenheit eines Blutgerinnsels oder von Blutverlust in dem Kreislauf auf Grund innerer Blutungen beispielsweise. Da eine einfache, schnell und genau arbeitende Vorrichtung für den Nachweis des Vorhandenseins oder Fehlens von Blutgerinnseln in den Venen eines Patienten bisher eine besonders kritische Anforderung für den Arzt bedeutete, sollen die wesentlichen Merkmale der Vorrichtung gemäß der Erfindung vor allem im Hinblick auf diesen speziellen Anwendungszweck beschrieben werden. Es ist jedoch ersichtlich, daß die Anwendbarkeit einer Vorrichtung gemäß der Erfindung nicht auf diese Anwendung begrenzt ist, da sie allgemein für die Durchführung von Messungen des Blutvolumens und dessen Änderungen anwendbar ist.

Bei dem Studium der Symptome, welche venöse Okklusionen begleiten, wurde festgestellt, daß bei einer zeitweiligen Blockierung der venösen Rückleilung von den Beinen zu dem Herz durch einen erhöhten Druck in den nachgeordneten Venengefäßen, der beispielsweise bei tiefem Einatmen auftritt, ein bedeutsamer Abfall der Impedanz des Beins auftritt, welchem ein prompter Anstieg folgt, wenn der Druck in den nachgeordneten Venengefäßen (vena cava) anschließend durch passive Ausatmung verringert wird. Diese den Atmungsbemühungen zugeordnete Impedanzänderung wird verringert oder sogar beseitigt bei der Anwesenheit einer venösen Okklusion. Es wurde festgestellt, daß die Impe^anzänderung in dem Bein bei einer tiefen Atmung bei einer Bezugnahme auf die Impedanz-Basislinie, die während einer ruhigen Atmung gemessen wird, eine empfindliche Anzeige liefert, durch weiche das Vorhandensein oder Fehlern einer venösen Okklusion bestimmt werden kann. Von Messungen an über 300

Patienten wurde festgestellt, daß Patienten ohne venöse Okklusionen eine Impedanzänderung während einer tiefen Atmung von mehr als 0,2% der ruhenden Impedanz-Basislinie zeigen, während diejenigen mit einer venösen Okklusion eine Impedanzänderung während der tiefen Atmung von weniger als 0,2% der Impedanz-Basislinie zeigen. Deshalb konnte bei Verwendung des Werts von 0,2% als ein Niveau der Bezugsimpedanz die Anwesenheit oder uuS Fehlen von venösen Thrombosen in 63 bis 65 Fällen festgestellt werden, in welchen die Anwesenheit oder das Fehlen derartiger Thrombosen unabhängig durch venographische oder chirugische Erforschungen bestätigt wurden. Die Genauigkeit der Diagnose mit einer Vorrichtung gemäß der Erfindung beträgt deshalb nach bisherigen Erfahrungen etwa 97% in Fällen, bei denen die Diagnose objektiv bestätigt wurde. Die Mehrzahl dieser Fälle waren diagnostische Probleme, bei denen andere Verfahren zur Bestimmung der Anwesenheit oder des Fehlens von Gerinnseins widersprüchlich oder tatsächlich irreführend waren.

Es ist ersichtlich, daß andere Verfahren der momentanen Blockierung der venösen Blutströmung, beispielsweise durch Atmung gegen einen festen Widerstand oder durch Zufuhr eines gemessenen Drucks gegen einen Körperteil, dessen Venen untersucht werden sollen, anstelle der tiefen Ausatmung verwendbar sind und in gewissen Fällen auch erforderlich sind, wenn z. B. ein Patient aus irgendeinem Grunde nicht tief atmen kann. Die tiefe Atmung nach der passiven Ausatmung ist jedoch eine einfache und wirksame Maßnahme zur zeitweisen Blockierung der venösen Blutströmung von den Beinen und kann leicht durch die große Mehrzahl von Patienten durchgeführt werden.

Anhand der Zeichnung soll die Erfindung näher erläutert werden. Es zeigen

Fig. la und Ib schematische Ansichten eines Teils eines Beins mit der Anordnung der Elektroden zur Durchführung einer Impedanzmessung mit einer Vorrichtung gemäß der Erfindung,

F i g. 2 einen Verlauf der Impedanzänderungen bei einer normalen und einer mit Okklusionen versehenen Vene während einer normalen und während einer tiefen Atmung, und

F i g. 3 ein Schaltbild eines Ausführungsbeispiels einer Vorrichtung gemäß der Erfindung.

In Fig. la und Ib trägt das auf das Vorhandensein von Okklusionen zu prüfende Bein 10 äußere und innere Paare von Elektroden 12 und 14. In Fig. la sind die Elektroden um die Wade im Bereich deren maximaler Dicke angeordnet In Fig. Ib sich die Elektroden so angeschlossen, daß sie das Knie derart umspannen, daß eine Elektrode jedes Elektrodenpaares oberhalb des Knies und eine entsprechende Elektrode jedes Paares unterhalb des Knies liegt Aus später noch näher zu erläuternden Gründen wird das äußere Elektrodenpaar 12 mit einer in Fig. la und Ib nicht dargestellten konstanten Stromquelle verbunden, welche einen Strom zuleitet, welcher den Körperteil zwischen den beiden Elektroden durchsetzt Das innere Elektrodenpaar 14 wird mit einem nicht dargestellten Voltmeter hoher Impedanz verbunden, welches das Spannungsgefälle über dem dazwischenliegenden Körperabschnitt mißt Das Verhältnis der gemessenen Spannung zu der Stromstärke ist die gesuchte Impedanz. Die Stromquelle und das Voltmeter sind in einem Monitor 16 vorgesehen, der ein Streifenregistriergerät 18 und eine digitale Anzeigeeinrichtung 20 aufweist In Fig. la trit die Blockierung der venösen Rückleitung, die für di< Messung benötigt wird, allein durch die Atmung de Patienten auf. In Fig. Ib wird die Blockierung durcl

-, Aufblähen einer Manschette 22 bewirkt, die um dei Oberschenkel 10 angeordnet und zwischen dei Elektroden und dem Herz und dem Oberschenkel K angebracht wird.

Beispielhafte Wellenformen, die von normalen unc

ι« mit Okklusionen versehenen Venen erhalten werder und durch das Registriergerät 18 aufgezeichnet werden sind in F i g. 2 dargestellt. Diese Wellenformen wurder mit den Elektroden erhalten, die in der in Fig.lt dargestellten Weise angeschlossen waren, wobei jedoct der Patient auf Anforderung tief atmete. Der Maßstat für die auf der Ordinatenachse aufgetragene Impedanz wurde so gewählt, daß nur die Änderungen um die Basislinie der Impedanz gezeigt werden, die hier einer Betrag von etwa 40 Ohm hat. Eine nach oben gerichtete Auslenkung entspricht einem vergrößerten Blutvolu men und einer verringerten Impedanz. Der Teil dei Verlaufs von A zu B entspricht einer normaler. Atrnur.j und zeigt die schnellen Änderungen der Impedan; aufgrund der arteriellen Impulse 30, welche venöser Impedanzschwankungen 32 mit geringerer Frequen; und aufgrund normaler Atmung überlagert sind.

Während einer ruhigen Atmung beträgt die Amplitu de der arteriellen Impedanzänderungen etwa 0,10 bii 0,15% der Impedanz-Basislinien, während die Amplitu de der venösen Impedanzänderungen beträchtlict kleiner ist, und beispielsweise weniger als 0,05°/< betragen kann. Wenn jedoch die venöse Rückströmuni blockiert ist, beispielsweise bei einer tiefen Einatmung mit einem resultierenden erhöhten Druck im innerer Unterleib, steigt das Blutvolumen in den Venen de; Beins. Bei normalen Venen zeigt sich diese Erhöhung des Blutvolumens als eine beachtliche Erhöhung dei Impedanz in Verbindung mit der Atmung, wie durch der Abschnitt B-C der oberen Kurve in F i g. 3 dargestelli ist. Der Einatmung folgt eine passive Ausatmung von C nach D während der das Blutvolumen wieder zu derr stationären Wert zurückgelangt In normalen Vener wurde festgestellt, daß diese Impedanzänderung ausnahmlos größer als 0,2% der Impedanz der Basislinie isi und zwischen 0,2% und 0,5% liegen kann.

In Venen mit einer oder mehreren Okklusionen zeigi jedoch die entsprechende Kurve während der erzwungenen Blockierung der Venen, die während des tiefer Atmens auftritt eine geringere Änderung von dei Basislinie. Sie beträgt fast immer weniger als 0,2% dei Basislinie, häufig sogar 0,1% oder weniger. Deshalt liefert das Fehlen der erwarteten Änderung eine direkt« Anzeige eines Vorhandenseins einer Okklusion. Andererseits zeigt das Vorhandensein das Fehlen einei Okklusion an. Deshalb kann das Vorhandensein odei das Fehlen einer venösen Okklusion schnell und genai durch Messung der Basislinie der Impedanz währenc normaler Atmung entlang einem Körperabschniti festgestellt werden, welcher die interessierende Vent enthält, wobei die Änderung dieser Impedanz gemesser wird, wenn die venöse Rückleitung zu dem Hen blockiert ist, beispielsweise durch den erhöhten Drucl vena cava inferior, welcher durch tiefe Atmung erzeugi wird, und indem diese Impedanz durch die Impedanz dei Basislinie geteilt wird, um einen Index zu erhalten dessen Größe anzeigt, ob eine venöse Okklusior vorhanden ist oder nicht

Ein Ausführungsbeispiel eines Impedanzmonitors

durch den die Impedanzänderung gemessen werden kann und das Verhältnis zu der Impedanz der Basislinie bestimmt werden kann, ist in F i g. 3 dargestellt. Als konstante Stromquelle ist eine Spannungsquelle 40 in Reihe mit einem großen Widerstand 42 vorgesehen, um einen Stromkreis mit den Elektroden 12 und einen Meßwiderstand 44 zu bilden. Um eine Interferrenz mit der elektrischen Herzsteuerung zu vermeiden, werden die Spannungsquelle 40 und der Widerstand 42 so ausgewählt, daß sich eine Stromstärke von größenordnungsmäßig '/ίο Milliampere bei einer Frequenz von größenordnungsmäßig 10 kHz und mehr ergibt, so daß keine Interferrenz mit der normalen Herztätigkeit auftritt Der Widerstand 44 liefert eine Anzeige des Stroms, der den Elektroden zugeführt wird, welcher Widerstand einige Ohm betragen kann.

Der durch den Körperabschnitt zwischen den stromführenden Elektroden 12 fließende Strom erzeugt ein Spannungsgefälle E\, welches durch die Elektroden 14 nachgewiesen wird. Die Spannung E\ über den Elektroden 14 kann zusammen mit der Spannung Ei über den Widerstand 44 einem Anzeigeinstrument 46 zugeführt werden. Das Anzeigeinstrument 46 kann ein vielspuriges Oszilloskop sein, ein Streifenregistriergerät, oder ein Voltmeter.

Das Verhältnis -£ ist die Impedanz des interessierenden Körperabschnitts und wird durch die Schaltung in Fig.3 berechnet. Dies erfolgt durch Zuleitung des Ausgangssignals der Elektroden 14 an einen Phasendetektor 48, welcher ein Bezugssignal von der Spannung E₂ über den Widerstand 44 erhält Das Ausgangssignal des Phasendetektors 48 wird durch ein Filter 50 und dann über Schalter 52a und 52Zj geleitet, um die Schaltungen 54 bzw. 56 zu prüfen und zu halten, welche mit einem Differenzverstärker 58 verbunden sind. Das Ausgangssignal des Verstärkers 58 wird über einen Schalter 60 einem Eichverstärker 62 zugeführt, der Widerstände 64 und 66 aufweist und dann zu einem Anzeigeinstrument 68 für ein Verhältnis.

Die Spannungen über dem Widerstand 44 und den Elektroden werden ebenfalls den Primärwicklungen 70a bzw. 706 eines Transformators 70 zugeführt, die mit den Sekundärwicklungen 70c bzw. 7Od dieses Transformators gekoppelt sind. Die Wicklungen 70c und 70c/bilden ein erstes Paar von Zweigen einer Brückenschaitung 72. Ein zweites Paar von Zweigen dieser Brückenschaltung wird durch einen festen Widerstand 74 und einen veränderlichen Widerstand 76 gebildet Das Ausgangssignal dieser Brückenschaitung wird einem Phasendetektor 78 zugeführt, welcher ein Bezugssignal von der Spannung über dem Widerstand 44 erhält. Der Phasendetektor 78 betätigt einen Verstärker 80, dessen Ausgangssignal über einen Schalter 80a einem Motor 82 zugeleitet wird, um diesen Motor in der einen oder in der anderen Drehrichtung in Abhängigkeit von der Größe und dem Vorzeichen des Ausgangssignals des Phasendetektors 78 anzutreiben. Der Widerstand 76 ist mit der Ausgangswelle des Motors 82 gekoppelt, so daß dessen Lage durch die Lage der Welle des Motors bestimmt ist Der Widerstand 66 ist ebenfalls mit dem Motor 82 gekoppelt, so daß sich ein Gleichlauf für den Widerstand 76 ergibt Deshalb ist dessen Widerstand immer proportional dem Widerstand des Widerstands 76.

Der Detektor 78, der Verstärker 80 und der Motor 82 bilden eine Rückkopplungsschleife zum Abgleich der Brückenschaitung 72. irdendeine Abweichung von dem Abgleich in der Brückenschaitung betätigt den Motor 82 über den Detektor 78 und den Verstärker 80, um die Größe des Widerstands 76 in einer solchen Richtung zu ändern, daß die Brückenschaitung in den abgeglichenen Zustand zurückversetzt wird. Wenn die Brückenschaitung abgeglichen ist, besteht folgende Beziehung der Widerstände 74 und 76 zu den Spannungen über den Wicklungen 70cund 7Od:

Ei

e;

«76

RT4

E₁' ist jedoch proportional der Spannung über dem Körperabschnitt zwischen den Elektroden 14, während Εϊ proportional dem Strom durch diesen Körperabschnitt ist. Deshalb ist das Verhältnis -^, =Z_n der Impedanz des Körperabschnitts zwischen den Elektroden 14, so daß sich ein Gleichgewichtszustand R 76 = R 74 · Zr ergibt. Da der Widerstand 66 auch mit der Abtriebswelle des Motors 82 verbunden ist, ist dessen Widerstand ebenfalls direkt proportional Zr.

Die Beziehung der Änderung der Impedanz, die während der Blockierung der venösen Rückströmung auftritt zu der Impedanz der Basislinie soll folgendes näher erläutert werden.

Das Ausgangssignal des Phasendetektors 48 ist proportional dem reellen Teil der komplexen Spannung über den Elektroden 14, die ihrerseits proportional der Impedanz des Körperabschnitts zwischen den Elektroden ist. Diese Spannung ändert sich schnell mit den Impedanzschwankungen, welche durch die pulsierende arterielle Blutströmung verursacht werden, und wird deshalb durch das Filter 50 geleitet um diese

Änderungen zu glätten. Zu diesem Zweck ist das Filter 50 ein Tiefpaßfilter mit einer Zeitkonstanten, die um ein Mehrfaches größer als die Dauer der Spannungsänderungen ist Das geglättete Ausgangssignal des Filters 50 ändert sich deshalb nur mit den langsamen Spannungsänderungen entsprechend der normalen Atmung. Die Größe dieses Ausgangssignals wird zu einer geeigneten Messungszeit geprüft beispielsweise am Beginn oder am Ende eines normalen Atemzyklus oder zu einem anderen geeigneten Zeitpunkt, in dem der Schalter 52 augenblicklich geschlossen wird, um die Schaltung 54 an den Filterausgang anzuschließen. Das Ausgangssignal Er der Schaltung 54 ist ein Maß der Impedanz der Basislinie des Körperabschnitts zwischen den Elektroden 14 während einer normalen Atmung. Der Schalter 80a wird während dieses Prüfvorgangs geschlossen, um die Widerstände 66 und 76 auf Werte zu ändern, die proportional der Spannung über den Elektroden 14 und damit zu Werten, welche proportional der Spannung E_r und der Impedanz Z_r der Basislinie sind. Die Schalter 52a und 80a sind dann geöffnet

Die Impedanz des Körperabschnitts zwischen den Elektroden 14 und während der tiefen Einatmung wird dann durch Blockierung der venösen Rückströmung zu dem Herz bestimmt, beispielsweise durch Aufpumpen der Manschette 22 oder dadurch, daß der Patient aufgefordert wird, tief einzuatmen und dann auszuatmen. Beim Scheitelwert der Einatmung 'wird der Schalter 526 momentan geschlossen, um die Schaltung 56 mit dem Ausgang des Filters 50 zu verbinden. Das Ausgangssigna] E-, der Schaltung 56 ist ein Maß der Impedanz des Körperabschnitts während der Blockierung der venösen Rückströmung.
Die Ausgangssignale E_r und E₁ der Schaltung 54 bzw.

56 werden dann dem Differenzverstärker 58 mit entgegengesetzten Polaritäten zugeführt. Das Ausgangssignal des Verstärkers 58 ist deshalb proportional der Differenz E_r— Ei zwischen diesen Eingangssignalen und der Änderung der Impedanz, welche bei der erzwungenen Blockierung der venösen Rückströmung auftritt. Dieses Ausgangssignal wird dem Eichverstärker 62 durch Schließen des Schalters 60 zugeleitet. Das Ausgangssignal dieses Verstärkers ist gegeben durch

(Er—Ε,). Da jedoch Λ 66 direkt proportional der

Spannung £"_r ist, ist das Ausgangssignai direkt proportio

Er

und deshalb

Z, - Z,

. Folglich bildet der

10

15

Verstärker 62 das Verhältnis zwischen der Impedanz der Basislinie und der Änderung der Impedanz aufgrund der erzwungenen Blockierung der venösen Rückströmung. Dieses Ausgangssignal kann deshalb direkt einem Anzeigeinstrument 68 zugeleitet werden, das vorteilhafterweise eine digitale Wiedergabeeinheit ist, wie das digitale Meßgerät 20 in dem Impedanzmonitor 16 von F i g. 1 a, welches direkt die prozentuale Änderung der Impedanz der Basislinie angibt oder einen Summton oder ein Lichtsignal oder ein sonstiges Anzeigesignal können erzeugt werden, wenn dieses Ausgangssignal 0,2% nicht überschreitet

Wegen der oben beschriebenen Beziehung zwischen der Impedanz durch einen Körperabschnitt und dem Blutvolumen in dem Abschnitt liefert die prozentuale Änderung der Impedanz von der Impedanz der jo Basislinie auch eine direkte Anzeige der prozentualen Änderung des Blutvolumens in diesem Körperabschnitt. Diese Änderung des Blutvolumens kann zusätzlich zu der direkten Anzeige des Vorhandenseins oder des Fehlens eines venösen Blutgerinsels auch anderen diagnostischen Zwecken dienen, beispielsweise das Auftreten einer inneren Blutung, da eine derartige Blutung zu einem direkten Verlust von Blutvolumen in dem Kreislaufsystem führt Durch Änderungen des Blutvolumens reflektierte Bedingungen, welche eine zeitweise herbeigeführte Blockierung der venösen Rückströmung begleiten, können in entsprechender Weise festgestellt werden.

Neben der Ableitung von Angaben über die Änderungen des Blutvolumenes in dem Körper eines Patienten ist es oft wünschenswert, ein Maß für die Durchilußrate des Biuts zu erhalten. Wenn die venöse Rückströmung in der beschriebenen Weise blockiert wird, dienen die Venen als elastische Sammel- und Speicherleitungen für Blut, das ihnen durch die Arterien zugeführt wird. Die Rate der arteriellen Blutzuführung kann bestimmt werden, indem die Änderung des venösen Blutvolumens bei der Blockierung (Messung in der oben beschriebenen Weise) durch die Zeit dividiert wird, während der die Venen gefüllt werden. In F i g. 2 entspricht dies der Bestimmung des durchschnittlichen Anstiegs der Kurve 32 über dem Zeitsegment B-C. Wenn die Schaltung in F i g. 3 Verwendung findet, wird die Durchflußrate des Blutvolumens durch Division des von dem Verhältnisanzeigegerät 68 angezeigten Ausgangssignals durch das Zeitintervall entsprechend dem Intervall 5-Cermittelt.

Nützliche Indikationen in bezug auf das Blutvolumen können ebenfalls erhalten werden, indem die Änderung der Impedanz entsprechend der erzwungenen Blockierung der venösen Rückströme auf Parameter bezogen wird, die sich von der Impedanz der stationären Basislinie unterscheiden, beispielsweise auf das Körpervolumen zwischen den Elektroden, welches selbst (obwohl nicht direkt) von dem Blutvolumen in dem Körperabschnitt abhängt.

Es wurde deshalb eine Vorrichtung zur Durchführung eines Diagnoseverfahrens angegeben, mit dem das Blutvolumen und die Durchflußrate des Bluts bestimmt werden können. Die Vorrichtung ist direkt zur Diagnose gewisser pathologischer Bedingungen verwendbar, beispielsweise zur Bestimmung der Anwesenheit oder des Fehlens von venösen Okklusionen. Die Vorrichtung ist selbst durch ungeübtes Personal einfach benutzbar und die Ergebnisse können schnell und leicht interpretiert werden. Weil bei einer Verwendung dieser Vorrichtung keine Injektionen oder atraumatische Vorgänge erfolgen, kann es sicher und wiederholt bei Patienten mit unterschiedlichen Krankheiten Verwendung finden, falls der betreffende Patient zu der verlangten Zeit tief atmen kann oder falls ein erhöhter Druck in den Venen des Beins durch eine andere Einrichtung erzeugt wird. Da die erforderlichen Verbindungen mit dem Patienten äußerlich sind und schnell hergestellt werden können, und da die Einrichtung zur Impedanzmessung in einem kompakten tragbaren Gerät untergebracht werden kann, ist die Vorrichtung in einfacher Weise am Krankenbett, in der Klinik, in' der Praxis eines Arztes oder selbst im Operationssaal unterbringbar, um vorsorglich zusätzliche Diagnosemöglichkeiten zu eröffnen.

Hierzu 1 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Vorrichtung zur Messung von relativen Änderungen des Blutvolumens in einem Körperteil und/oder zum Nachweis des Vorhandenseins oder Fehlens einer venösen Okklusion in einem Körperteil, gekennzeichnetdurch eine Einrichtung zur Messung der Impedannz des Körperteils, durch eine Registriereinrichtung für einen ersten Wert der Impedanz, wenn der Körper sich in einem ersten Bezugszustand befindet, in welchem eine zwischenzeitlich erzwungene Blockierung der venösen Rückströmung zu dem Herz bewirkt wird, durch eine Registriereinrichtung für einen zweiten Wert dieser Impedanz, wenn der Körper sich in einem zweiten Bezugszustand befindet, bei dem die Blockierung nicht ausgeübt wird, durch eine Einrichtung zur Bildung eines Index, welche die Differenz zwischen dem ersten und dem zweiten Impedanzwert zu einem ausgewählten Bezugswert in Beziehung setzt, und durch eine Einrichtung zur Erzeugung eines für die Größe des Index kennzeichnenden Ausgangssignals.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Bildung des Index durch Division der Differenz zwischen den Impedanzwerten durch einen der Impedanzwerte vorgesehen ist.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine Einrichtung zur Erzeugung eines Kennzeichnungssignals vorgesehen ist, wenn der Index eine vorherbestimmte Größe überschreitet.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das Ausgangssignal geliefert wird, wenn der Index einen Mindestwert entsprechend 0,10% nicht überschreitet.

5. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das Ausgangssignal erzeugt wird, wenn der Index einen Wert entsprechend etwa 0,2% nicht überschreitet.