DE2361173B2 - Anordnung zur messung des blutdurchsatzes durch ein biologisches segment - Google Patents
Anordnung zur messung des blutdurchsatzes durch ein biologisches segmentInfo
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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) .
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- HR
,/i
RfJ IR
nL-HR \R
nL-HR \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)
'/1(M)
: \RUR
K1 2,1-7100
K1 2,1-7100
/.: IK//,, 100
100 IK//K
R11
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 (8)
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.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US00313399A US3835839A (en) | 1972-12-08 | 1972-12-08 | Impedance plethysmograph and flow rate computer adjunct and method for use therewith |
US31339972 | 1972-12-08 |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2361173A1 DE2361173A1 (de) | 1974-06-27 |
DE2361173B2 true DE2361173B2 (de) | 1976-04-22 |
DE2361173C3 DE2361173C3 (de) | 1976-12-09 |
Family
ID=
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2829269A1 (de) * | 1978-07-04 | 1980-01-17 | Hennig | Verfahren zur bestimmung von kardiologischen messgroessen und vorrichtung zur durchfuehrung des verfahrens |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2829269A1 (de) * | 1978-07-04 | 1980-01-17 | Hennig | Verfahren zur bestimmung von kardiologischen messgroessen und vorrichtung zur durchfuehrung des verfahrens |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPS49103659A (de) | 1974-10-01 |
FR2209535B1 (de) | 1976-10-08 |
FR2209535A1 (de) | 1974-07-05 |
DE2361173A1 (de) | 1974-06-27 |
NL166392C (nl) | 1981-08-17 |
AU474691B2 (en) | 1976-07-29 |
CA1017413A (en) | 1977-09-13 |
IT1012537B (it) | 1977-03-10 |
AU6310473A (en) | 1975-06-05 |
NL7316804A (de) | 1974-06-11 |
US3835839A (en) | 1974-09-17 |
NL166392B (nl) | 1981-03-16 |
GB1423890A (en) | 1976-02-04 |
SE395358B (sv) | 1977-08-15 |
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C3 | Grant after two publication steps (3rd publication) | ||
E77 | Valid patent as to the heymanns-index 1977 | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |