DE2361173B2

DE2361173B2 - Anordnung zur messung des blutdurchsatzes durch ein biologisches segment

Info

Publication number: DE2361173B2
Application number: DE19732361173
Authority: DE
Inventors: Larry Easton Walnut Creek Calif. Brown (V.St.A.)
Original assignee: Systron Donner Corp
Current assignee: Systron Donner Corp
Priority date: 1972-12-08
Filing date: 1973-12-07
Publication date: 1976-04-22
Also published as: JPS49103659A; FR2209535B1; FR2209535A1; DE2361173A1; NL166392C; AU474691B2; CA1017413A; IT1012537B; AU6310473A; NL7316804A; US3835839A; NL166392B; GB1423890A; SE395358B

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine Anordnung zu Messung des Blutdurchsatzes durch ein biologische Segment unter Verwendung eines zum elektrische) Widerstand des Segments proportionalen Signals. Al Einrichtung zur Erzeugung eines solchen Signals kam ein Impedanzplethysmograph mit Strom- und Span nuneselektroden verwendet werden, die an da biologische Segment angelegt werden, und mit derei Hilfe der Widerstandsverlauf des Segments erfaßt wire Ein solcher Impedanzplethysmograph ist beispieJsweisi aus der US-PS 33 40 867 bekannt.

Bisher wird der Blutdurchsatz durch Gewebesegmer. te durch grafische Aufzeichnung mit Hilfe de Pletysmographen bestimmt. Dazu wird der Verlauf de zum Widerstand des Segments proportionalen Signal ausgewertet, das wiederum zur Abweichung de Volumens des Segments und damit der Durchflußlei stung proportional ist. Da der Abfluß gleichzeitig mi dem Zufluß erfolgt, steht das gesamte während eine Herztaktes durch das Segment gepumpte Blut in diesen Segment zu keiner Zeit vollständig zur Verfügung. Au diesem Grund gibt die Aufzeichnung der volumetri sehen Abweichungen innerhalb des Segments da maximale Durchflußvolumen durch das Segment ji Herztakt nicht direkt wieder. Das Durchflußvolumei innerhalb des Segments wird zu Beginn des Herztakte relativ schnell aufgebaut und beginnt dann mit den Einsetzen des venösen Ablaufes abzufallen. Auf de rückwärtigen Flanke des grafisch aufgezeichnete! Signals des Pumptaktes triti ein erster Flankenbereicl mit im Mittel negativer Steigung auf. Die Extrapolatio! dieser mittleren negativen Steigung auf den Schnitt punkt mit der Ordinate, die durch den Anfangspunkt de Pumpimpulses läuft, liefert einen Wert, der theoretiscl und praktisch als der Betrag nach proportional den tatsächlichen Durchsatz durch das Segment je Herztak erkannt wurde. Es ist versucht worden, diese grafisch! Extrapolation elektronisch durchzuführen, jedoch sim die Ergebnisse unbefriedigend geblieben, und zwa insbesondere durch Störeinflüsse und eine Reihi anderer prinzipieller Schwierigkeiten.

Aus der US-PS 36 51 318 ist es bereits bekannt, dei Gesamtblutdurchsatz durch den menschlichen Körpe mittels einer Indikatorlösung zu erfassen, die vor den Herzen in die Blutbahn eingespritzt wird. Hinter den Herzen wird die Dichte der Indikatorlösung im BIu gemessen und ein dieser entsprechendes elektrische Signal durch eine nachgeschaltete Schaltung entspre chend einer empirischen Gleichung ausgewertet.

Eine ähnliche Anordnung ist aus der US-PS 34 33 93: bekannt, bei der hinter dem Herzen die Leitfähigkeil de Blutes bestimmt wird.

Schließlich ist aus der US-PS 34 45 643 elm elektronische Schaltung zur Durchführung von Rechen operationen bei Fluidströmungssystemen bekannt, mi der Größen wie Druck und Temperatur nach eine bestimmten Gleichung verarbeitet werden.

Mit diesen bekannten Schaltungen ist es nich möglich, aus dem bei einem Impedanzpiethysmogra phen gewonnenen, zuii Widerstand des Segment

•tionalen Signal den Blutdurchsatz durch das • «nent zu bestimmen. Die aus der US-PS 36 51 318 au33935 bekannten Anordnungen haben darüber • « den Nachteil, daß zur Durchführung der ϊϊηβΗΐ mittels Nadeln, Kanülen u.dgl. in den irfiroer eingegriffen werden muß.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine α ordnung zur Messung des Blutdurchsatzes durch ein hinloeisches Segment zu schaffen, die bei hoher renauigkeit eine automatische Verarbeitung des zur V rföKung stehenden, zum elektrischen Widerstand des ς ents _proportionalen Signals und damit eine wesentliche Zeitersparnis gegenüber der bisherigen Auswertung ermöglicht.

Diese Aufgabe wird erfmdungsgemaß durch die vom Patentanspruch 1 erfaßten Maßnahmen gelöst.

Diese Anordnung eignet sich hauptsächlich zur Messung an sogenannten Thorax-Segmenten.

Die vom Patentanspruch 2 erfaßte A.iordnung eignet ■ch besonders aligemein zur Anwendung bei Körper-" gmenten, die nicht Teil des Atmungssystems sind.

Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen 4er erfindungsgemäßen Anordnung sind Gegenstand 4er Unteransprüche 3 bis 8.

Mit der erfindungsgemäßen Anordnung können dem Durchsatz durch das betrachtete Segment proportionale Signale gewonnen werden, die je nach der weiteren Verarbeitung, also Multiplikation mit konstanten Faktoren, eine direkte Anzeige des absoluten und relativen Blutdurchsatzes, gegebenenfalls bezogen auf das Volumen des biologischen Segments, ermöglichen. Statt zur direkten Anzeige können die gewonnenen Signale auch zur Weiterverarbeitung in Rechnern u. dgl. verwendet werden.

Die Erfindung ist nachstehend an Hand von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigt

F i g. 1 ein Blockschaltbild des Computerzusatzes, F i g. 2 in graphischer Darstellung die Änderung des elektrischen Segmentwiderstandes während eines Herztaktes,

Fig.3 zwei Schaltungen zur Erklärung des Widerstandsverhaltens eines biologischen Segmentes am diastolischen und am systolischen Extremwert und

Fig.4 ein Venen-Arterien-Modellsystem für ein , biologisches Segment der Länge L

Ein Impedanzplethysmograph kann als ein nicht in das zu untersuchende Segment eingreifendes Analoganalysegerät für die mechanische Körperaktivität bezeichnet werden, dessen Analyseergebnisse auf Messungen der elektrischen Eigenschaften des Körpergewebes beruhen. Im Rahmen der vorliegenden Beschreibung werden bestimmte Eigenschaften des biologischen Segmentes zur Erzeugung proportionale; elektrischer Segmente verwende', wobei die so erhaltenen Signale in einem zusätzlichen Schaltkreis zu direkt verwertbaren klinischen Daten aufgearbeitet werden.

Die im Rahmen dieser Beschreibung verwendeten Begriffe »Thoraxsegment« und »Wadensegment« in Verbindung mit den biologischen Segmenten beziehen sich nicht nur speziell auf diese Segmente, sondern allgemein auf Körpersegmente, die Teile des Atmungssystems bzw. auf solche Segmente, die keinerlei Anteile des Atmungssystems enthalten.

Wie in der F i g. 1 dargestellt, werden die Elektrotienpaare /ι und Ei sowie h und E₂ an ein biologisches Segment Lauf einem menschlichen Gewebesegmeni

40 angebracht. Leiter 11 verbinden die Elektrodenpaare mit einem Impedanzpiethysmographen 12. Dieser Impedanzplfcthysmograph kann beispielsweise, muß aber nicht, von der Art sein, wie sie in der US-Patentanmeldung 1 90 900/72 beschrieben ist. Von einem anderen Plethysmographen wird jedoch eine Stabilität des Ausgangssignals in der dort beschriebenen Größenordnung verlangt. Die vom Plethysmographen 12 erzeugten Ausgangssignale sind der Leitfähigkeit 1/Ro, der Abweichung vom Grundwiderstand ARJRo und dem Gradienten nach der Zeit dieser Abweichung d(AR)IRodt des biologischen Gewebesegments der Länge L proportional.

Ein Computerz;usatz 13 nimmt die der Leitfähigkeit, der Widerstandsabweichung und dem Gradienten der Abweichung proportionalen Signale auf und erzeugt Ausgangssignale, die für die klinische Diagnose direkt verwertbar sind. Das der Widerstandsabweichung AR/Ro proportionale Signal wird zunächst auf einen Gleichstromabgleicher 16 und von dort auf einen den Mittelwert erzeugenden Schaltkreis 17 gegeben. Der so erzeugte Gleichstrommittelwert des Abweichungssignals wird vom Puffer 18 aufgenommen, dessen Ausgang mit dem Multiplizierwerk 19 verbunden ist.

Das dem zeitlichen Gradienten der Abweichung proportionale Signal wird im Computerzusatz 13 zunächst auf einen monostabilen Multivibrator 22 gegeben. Das abgeleitete Signal wird verwendet, da es als Eingangsgröße für den monostabilen Multivibrator ) 22 einen gut ausgeprägten Impuls liefert. Der als Ausgangssignal des monostabilen Multivibrators 22 erhaltene Rechteckimpuls wird auf einen Schaltkreis 23 zur Erzeugung eines Mittelwertsignals gegeben. Das so erzeugte Gleichstrommittelwertsignal des Ausgangssi- < gnals vom monostabilen Multivibrator wird anschließend auf den Puffer 24 gegeben, der im wesentlichen dem Puffer 18 entspricht. Das Ausgangssignal des Puffers 24 wird ebenfalls auf das Multiplikationswerk 19 gegeben, wo ein Ausgangssignal erzeugt wird, das dem Produkt der Abweichung und seiner Ableitung nach der Zeit entspricht. Dieses Produkt der Mittelwertsignale wird auf ein Konstantenmulliplizierwerk 25 gegeben. Das im Konstantenmultiplizierwerk 25 erzeugte Ausgangssignal wird auf ein Anzeigegerät 31 gegeben, das die normierte Thoraxdurchflußleistung direkt anzeigt.

Gleichzeitig wird das Produkt der Mittelwertsignale auch auf ein zweites Konstantenmultiplizierwerk gegeben, dessen Ausgang mit einem Multiphzierwerk verbunden ist. Das der Leitfähigkeit proportionale Signal wird auf einen Abgleicher 36 gegeben, der die Vorspannung und den Skalenfaktor justiert. Der Ausgang des Abgleichers 36 ist ebenfalls mit dem Multiplizierwerk 35 verbunden. Das dem Produkt entsprechende Ausgangssigna! des Multiphzierwerkes 35 wird auf einen Skalenfaktorverstärker 37 gegeben, dessen Ausgang mit einem ersten Kontakt 40 eines Schalters S 2 verbunden ist. Oas Produktsignal des Multiplizierwerkes 35 wird weiterhin auch aul ein drittes Konsiantenmultiplizierwerk 41 gegeben, dessen Ausgangsanschluß mit dem zweiten Kontakt 42 des Schalters S 2 verbunden ist. Ein beweglicher Kontakt des Schalters S 2 ist mit einer Anzeigevorrichtung verbunden, die je nach Stellung des Schaltens S2 ehe absolute oder die normierte Segmentdurchflußleistung

'' ""in'de·· F i ν 2 ist der elektrische Widerstand eines biologischen Segments als Funktion der Zeit für einen Herztakt dargestellt. Dabei ist Ro die Grundimpedanz

bzw. der Grundwiderstand des biologischen Segments. Dieser Widerstand ist der Ruhewiderstand des Gewebes und der Knochen im Segment. Die durchgehend ausgezogene Kurve 47 stellt also die Abweichung des Widerstandes des biologischen Segments während des Herztaktes dar. Der Grundwiderstand Ro des biologischen Segments, also der Widerstand im diastolischen Extremwert, kann schaltungsanalog durch einen einzelnen, seriell geschalteten Widerstand Ro dargestellt werden (Fig. 3). Im rechten Teil der F i g. 3 ist ein Schaltungsäquivalent für die Widerstände im systolischen Extremwert gezeigt, das dem Widerstand Ro und einem zu diesem parallelen Widerstand Rb entspricht. Der Widerstand Rb ist der elektrische Widerstand des kleinen Blutvolumens, das im systolischen Maximum in das biologische Segment gepumpt wird. Diese Parallelschaltung ist in der F i g. 2 mit an bezeichnet. Der Punkt Rn ist also der Schnittpunkt der rückwärtigen Verlängerung des Mittelwertes der rückwärtigen systolischen Flanke der Kurve 47 und liefert die graphische Extrapolation des Wertes der Parallelkombination der WiderständeRoundRbin Fig.3.

In F i g. 4 schließlich ist der arterielle und der venöse Durchfluß durch ein gegebenes biologisches Segment symbolisch dargestellt. Der Abstand zwischen den beiden Spannungselektroden £i und Ei wird mit L bezeichnet. In der Arterie 48 erfolgt der Blutzustrom in das Segment, während in der Vene 49 der Blutabfluß aus dem Segment erfolgt. Der venöse Blutabfluß erfolgt kurz nach dem arteriellen Zufluß in das Segment L und ist der Grund dafür, daß die in der Fig.2 gezeigte Kurve 47 nicht eine dem Wert Rn entsprechende Amplitude erreicht. Auf diese Weise können also dem Profil der Kurve 47 eine Reihe von Informationen entnommen werden. Bei konstanter Abflußleistung ermöglicht die Amplitude der Kurve 47 die Bestimmung des Blutdurchflußvolumens je Herztakt. Bezogen auf ein konstantes Volumen des Blutdurchflusses je Herztakt, ist die Steigung der Vorderflanke 52 der Kurve 47 ein Maß für die Abflußleistung. Für konstante Volumina des Blutdurchflusses je Herztakt ist die Steigung des ersten Bereiches der rückwärtigen Flanke der Kurve 47 ein Maß für die venöse Abflußbehinderung.

Wie zuvor bereits erwähnt, ist Rn die Parallelkombination der beiden Widerstände Ro und Rb in Fi g. 3, also

Rn = RoRbZ(Ro + Rb).

Diese Beziehung kann umgeformt werden zu
Rb = RoRnZ(Ro - Rn) .

Die Größe Ro - Rn ist als AR definiert Da weiterhin Rb gegenüber Ro groß ist, kann das Produkt RnRo gleich Ro² gesetzt werden, so daß

Rb= RoVAR.

Die Grundgleichung für den elektrischen Widerstand eines beliebigen Materials ist qLZA, wobei ρ der spezifische elektrische Widerstand, L die Länge des Materials und A der Querschnitt des Materials sind. Durch Multiplikation dieser Gleichung mit UL, also durch Multiplikation mit 1, erhält man die Beziehung QL²IV, wobei V das Gesamtvolumen ist. Durch Seitenvertauschung erhält man also

V= qLVR,

wobei R der Gesamtwiderstand des biologischen Segmentes ist Die Änderung des Widerstandes des Segmentes wird durch die Veränderung der Größe Rb in. Fig.3 herbeigeführt. Die Größe Rb wiederum ist von der Volumenänderung innerhalb des Segmentes während eines Herztaktes abhängig. Es gilt daher

_s AV= QLVRb.

Durch diese Gleichung wird die Beziehung zwischen der Volumenänderung und der Widerstandsänderung im biologischen Segment beschrieben. Die Durchflußleistung in Dimensionen volumetrischer Einheiten je

ίο Zeiteinheit kann durch Multiplikation der Volumenänderung je Herztakt mit der Anzahl der Herztakte je Zeiteinheit bestimmt werden. Die Anzahl der Herztakte je Zeiteinheit wird als Pulsfrequenz Hr bezeichnet. Für die Zeiteinheit von einer Minute wird daher folgende Beziehung erhalten:

I l/min = W- H_R

,/i

RfJ IR
nL-H_R \R

Die letzte Beziehung ist ein Ausdruck für die hydraulische Durchflußleistung, der nur bekannte Faktoren bzw. durch die Ausgangssignale des Impedanzplethysmographen zur Verfügung gestellte Größen erhält.

Die auf den Ausgangssignalen des Impedanzplethysmographen 12 (Fig. 1) beruhenden Berechnungen basieren auf dem Prinzip, daß der Mittelwert des in Fig.2 gezeigten Signals 47 dem Blutdurchfluß je Herztakt proportional ist. Das Plethysmographausgangssignal, das der Widerstandsabweichung de; biologischen Segments proportional ist ARZRo, dient al: Eingangssignal für den Gleichstromabgleicher 16 (F i g. 1), der die Nullinie des Signals auf dem Fuß de: Signals einstellt, so daß im Effekt eine pulsierende Gleichspannung und keine um einen Nullwert schwin gende Wechselspannung erhalten wird. Die so erhaltene pulsierende Gleichspannung wird im Schaltkreis 1/ gemittelt, wobei eine der Größe ARZRa proportional« Analogspannung erhalten w:rd. Der Puffer 18 dien dazu, die Ladung des den Mittelwert bildender Schaltkreises 17 durch die Folgestufen der Rechenschal tung 13 zu verhindern.

Das vom Plethysmographen 12 gelieferte nach dei Zeit abgeleitete Widerstandsabweichungssignal wire

auf einen monostabilen Multivibrator 22 gegeben, de Rechteckimpulse mit vorgegebener Impulsbreite fü jede Auslösung liefert. Der Multivibrator 22 wird j< Herztakt einmal gesetzt. Die Frequenz der dei Multivibrator 22 verlassenden Rechteckimpulse ist alsc

mit der Pulsfrequenz Hr identisch. In der Mittelwert schaltung 23 wird die Impulsfrequenz gemittelt und e'iro der Pulsfrequenz Hr direkt proportionale analogi Gleichspannung erzeugt. Der Puffer 24 dient de Verhinderung einer Aufladung des den Mittelwer

fts bildenden Kreises 23 durch folgende Stufen de Computers 13. Die beiden so hergestellten Gleichspan nungen, die der relativen Widerstandsänderung und de Pulsfrequenz direkt proportional sind, werden in

Multiplizierwerk 19 multipliziert. Das Ausgangssignal des Multiplizierwerks 19 entspricht der Größe ARHrIRo. Im Konstantenmultiplikationswerk 34 wird die vom Multiplikationswerk 19 gelieferte Spannung um einen Faktor, der sich aus den elektrischen Charakteristiken des biologischen Segments und der Anordnung der Elektrodenpaare bestimmt, verstärkt, und zwar in diesem Ausführungsbeispiel um einen Faktor, der der Größe qD proportional ist, so daß die am Eingang des Multiplikationswerkes 35 auftretende Eingangsspannung dem Wert

(ρ UA RHr)I Ro

entspricht. Das Leitfähigkeitssignal MRa vom Plethysmographen 12 wird hinsichtlich der Vorspannung und des Skalenfaktors am Abgleicher 36 justiert bzw. korrigiert und ebenfalls auf das Multiplikationswerk 35 gegeben. Das Ausgangssignal des Multiplikationswerkes 35 entspricht also der Größe

(qD ARHr)I R&.

Dieser Ausdruck entspricht der zuvor abgeleiteten Größe Δ V/min, also dem hydraulischen Durchflußvolumen durch das biologische Segment je Zeiteinheit.

Die im Computerzusatz erhaltenen Daten werden zur Charakterisierung der Segmentdurchflußleistung in zwei Formen dargestellt. An Hand eines Skalenfaktorverstärkers 37 können absolute Durchflußleistungen in volumetrischen Einheiten je Zeiteinheit für Wadensegmente auf dem Anzeigegerät 46 dargestellt werden. Die Eichung kann beispielsweise in ml/min erfolgen. Für diese Anzeige wird der Kontakt 43 des Schalters 52 auf den Kontakt 40 gestellt.

Außerdem wird das Ausgangssignal des Multiplikauonswerkes 35 auf ein Konstantenmultiplikationswerk 41 gegeben, dessen Ausgang in diesem Ausführungsbeispiel 100/V entspricht. Beim Umstelle:! des Kontaktes 43 auf den Kontakt 42 des Schalters S 2 zeigt das Anzeigegerät 46 normierte Durchflußleistungen in volumetrischen Einheiten je Zeiteinheit je volumeirischer Einheit des biologischen Segmentes an. Eine Eichung kann beispielsweise in ml/min/100 ml erfolgen.

Für die Vermessung von Thoraxsegmenten mit Hilfe des Plethysmographen 12 wurde empirisch eine Spezialaufbereitung der Daten ermittelt und verifiziert. Das Volumen des Thoraxsegmentes kann wie folgt ausgedrückt werden:

V= ρ LVRo.

Unter Verwendung des vorstehend abgeleiteten Ausdrucks für die hydraulische Durchflußleistung erhält man folgende Beziehungen:

I /min
'/1(M)

: \RU_R
K₁ ²,1-7100

/.^: IK//,, 100

100 IK//_K
R₁₁

Man erkennt, daß das Ausgangssignal des Multiplikationswerkes 19 dem letzten Ausdruck entspricht und von diesem lediglich durch den Faktor 100 abweicht. Aus diesem Grund wird das vom Multiplikationswerk 19 auf das Konstantenmultiplikationswerk 25 gelangende Signal um der. Faktor 100 verstärkt, so daß eine normierte Thoi axdurchflußleistung erhalten wird, die direkt auf einem Thoraxdurchflußleistungsanzeigegerät 31 angezeigt werden kann. Die Konstante bzw. der Faktor 100 ist im Rahmen dieses Beispiels darauf zurückzuführen, daß die normierte Durchflußleistung in ml je Minute je 100 ml Thoraxsegment ausgedrückt wird.

Es ist zu beechten, daß die volumetrische Segmentmessung für die Wadensegmentdaten geometrisch durchgeführt werden muß. Nach einmaligem Erhalt dieser Daten kann die Justierung für die Anzeige der normierten Durchflußleistungen am Anzeigegerät 46 für die Wadciiscgmentdurchflußleistungen von Hand durch Einstellen des Konstantenmultiplikationswerkes 41 erfolgen. Die Anzeige der normierten Thoraxdurchflußleistung am Anzeigegerät 31 ist dagegen einfacher zu erhalten. Da auf Grund empirischer Untersuchungen die Thoraxvolumensegmente der Größe gU/Ro entsprechen, erfordert die Darstellung normierter Thoraxdurchflußleistungen keine geometrische Vermessung des Thoraxsegmentvolumens mit anschließender manueller Justierung.

Der Computerzusatz für die Verwendung in Verbindung mit einem Impedanzplethysmographen dient also der Gewinnung wertvoller klinischer Daten hinsichtlich des volumetrischen Blutflusses, der Änderungen des Blutdurchflußvolumens und venöser Abflußhinderungen. Die Messungen verletzen das untersuchte biologi sehe Segment während der Beobachtung nicht unc liefern sowohl absolute als auch normierte Durchflußlei stungsdaten für das jeweils vermessene Segment. Du normierten Durchflußleistungsdaten bieten vor allen den zusätzlichen Vorteil, daß sie für verschiedeni Patienten klinisch vergleichbare Werte darstellen.

Hier/i 1 2 Hhitl 609 517/;

Claims

Patentansprüche: ^

1. Anordnung zur Messung des Blutdurchsatzes durch ein biologisches Segment unter Verwendung eines zum elektrischen Widerstand des Segments proportionalen Signals, gekennzeichnet durch je eine Einrichtung zur Erzeugung eines Signals, das die Abweichung des Widerstandes vom Grund widerstand, und eines Signals, das die ·ο Änderungsgeschwindigkeit der Abweichung wiedergibt, durch eine Einrichtung (16, 17) zur Mittelung des Abweichungssignals, durch eine Einrichtung (22, 23) zur Mittelung der Änderungsgeschwindigkeit des Abweichungssignals, und durch eine Einrichtung (19) zur Bildung des Produkts der gemittelten Signale.

2. Anordnung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zur Erzeugung eines Signals, das die Leitfähigkeit des Segments wiedergibt, und durch eine Einrichtung (35) zur Multiplikation des ersten Produkts mit dem die Leitfähigkeit wiedergebenden Signal.

3. Anordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der ersten Multiplikationseinrichtung (19) eine zweite Multiplikationseinrichtung (23 bzw. 34) zur Multiplikation des ersten Produkts mit einer konstanten Größe, die durch die Volumeneinheit des Segments bzw. durch die elektrischen Eigenschaften des Segments und die Meßanordnung bestimmt wird, nachgeschaltet ist.

4. Anordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Mittelung des Abweichungssignals einen Gleichstrom-Abgleicher (16) enthält, der das der Abweichung proportionale Signal empfängt und eine pulsierende Gleichspannung erzeugt, und eine den Mittelwert bildende Schaltung (17), der die pulsierende Gleichspannung zugeführt wird und die eine zur mittleren Abweichung proportionale Gleichspannung erzeugt.

5. Anordnung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das die Änderungsgeschwindigkeit der Abweichung wiedergebende Signal die Form von zur Impulsfrequenz des Herzens, das das Segment mit Blut versorgt, synchronen Impulsen hat und daß die Einrichtung zur Mittelung der Änderungsgeschwindigkeit des Abweichungssignals einen monostabilen Multivibrator (22) enthält, der das die Änderungsgeschwindig- «0 keit der Abweichung wiedergebende Signal empfängt und zu jedem Eingangsimpuls einen quadratischen Ausgangsimpuls erzeugt, und eine Schaltung (23) zur Erzeugung eines Mittelwerts, die die quadratischen Ausgangsimpulse empfängt und eine zur Herzfrequenz proportionale Gleichspannung erzeugt.

6. Anordnung nach einem der Ansprüche 2 bis 5. gekennzeichnet durch eine Einrichtung (36) zur Einstellung des zur Leitfähigkeit proportionalen Signals zur Bildung einer Vorspannung und einer Skalenfaktorrechnung vor Erzeugung des letzten Produkts.

7. Anordnung nach einem der Ansprüche 2 bis 6. gekennzeichnet durch einen Skalenfaktorverstärker 6< (37) und durch ein Meßgerät (46) zur Erzeugung einer Anzeige des Durchsatzes.

8. Anordnung nach einem der Ansprüche 2 bis 7,

gekennzeichnet durch eine Schaltung (41) zu: Multiplikation mit einem festen Wert und durch eii Meßgerät (46) zur Anzeige des relativen Durchsat

zes.