DE4238641A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von GefäßsystemenInfo
- Publication number
- DE4238641A1 DE4238641A1 DE19924238641 DE4238641A DE4238641A1 DE 4238641 A1 DE4238641 A1 DE 4238641A1 DE 19924238641 DE19924238641 DE 19924238641 DE 4238641 A DE4238641 A DE 4238641A DE 4238641 A1 DE4238641 A1 DE 4238641A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- function
- time
- determined
- examined
- micro
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 title claims abstract description 36
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 title claims abstract description 14
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 title claims abstract description 5
- 238000013186 photoplethysmography Methods 0.000 title claims description 10
- 238000012546 transfer Methods 0.000 title description 3
- 230000004089 microcirculation Effects 0.000 claims abstract description 36
- 230000002706 hydrostatic effect Effects 0.000 claims abstract description 19
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims abstract description 15
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims abstract description 6
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 71
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 47
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 21
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims description 19
- 238000005311 autocorrelation function Methods 0.000 claims description 18
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 16
- 230000002792 vascular Effects 0.000 claims description 16
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 12
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 12
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 10
- 238000005314 correlation function Methods 0.000 claims description 10
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 claims description 10
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 9
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 8
- 210000001065 vasomotor system Anatomy 0.000 claims description 8
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 claims description 7
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 6
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 claims description 4
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 claims description 4
- 208000010496 Heart Arrest Diseases 0.000 claims description 3
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 claims description 3
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims description 2
- 230000001788 irregular Effects 0.000 claims description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 claims 1
- 230000002045 lasting effect Effects 0.000 claims 1
- 230000001575 pathological effect Effects 0.000 abstract description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 abstract description 2
- 230000001457 vasomotor Effects 0.000 description 11
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 8
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 7
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 6
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 6
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 6
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 5
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 5
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 4
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 4
- 210000001255 hallux Anatomy 0.000 description 4
- 210000004088 microvessel Anatomy 0.000 description 4
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 4
- 206010012601 diabetes mellitus Diseases 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 3
- 238000012905 input function Methods 0.000 description 3
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 3
- 230000001020 rhythmical effect Effects 0.000 description 3
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 3
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 210000003423 ankle Anatomy 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 210000002565 arteriole Anatomy 0.000 description 2
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical group [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 238000005291 chaos (dynamical) Methods 0.000 description 2
- 230000004087 circulation Effects 0.000 description 2
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 238000012854 evaluation process Methods 0.000 description 2
- 239000011888 foil Substances 0.000 description 2
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 2
- 238000003909 pattern recognition Methods 0.000 description 2
- 238000005316 response function Methods 0.000 description 2
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 2
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 2
- 210000003371 toe Anatomy 0.000 description 2
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 2
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 2
- 210000002073 venous valve Anatomy 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 206010049993 Cardiac death Diseases 0.000 description 1
- 206010007559 Cardiac failure congestive Diseases 0.000 description 1
- 206010011224 Cough Diseases 0.000 description 1
- 241000270722 Crocodylidae Species 0.000 description 1
- 206010011906 Death Diseases 0.000 description 1
- 206010047249 Venous thrombosis Diseases 0.000 description 1
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 1
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000008321 arterial blood flow Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 description 1
- 238000012669 compression test Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 238000009795 derivation Methods 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 238000005429 filling process Methods 0.000 description 1
- ZZUFCTLCJUWOSV-UHFFFAOYSA-N furosemide Chemical compound C1=C(Cl)C(S(=O)(=O)N)=CC(C(O)=O)=C1NCC1=CC=CO1 ZZUFCTLCJUWOSV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 1
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 230000009191 jumping Effects 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 1
- 230000005693 optoelectronics Effects 0.000 description 1
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 description 1
- 238000010422 painting Methods 0.000 description 1
- 238000011548 physical evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000004043 responsiveness Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 238000003756 stirring Methods 0.000 description 1
- 230000001629 suppression Effects 0.000 description 1
- 230000001550 time effect Effects 0.000 description 1
- 230000008320 venous blood flow Effects 0.000 description 1
- 210000000264 venule Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/02007—Evaluating blood vessel condition, e.g. elasticity, compliance
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
Es ist bekannt, daß die Blutfülle der Mikrogefäße der men
schlichen Haut bestimmten rhythmischen Schwankungen unter
liegt. In den letzten Jahren erfolgten umfangreiche Bemühun
gen, um die komplexen Ursachen dieser zeitlichen Veränderungen
zu erkennen und aus diesen diagnostische Schlüsse zu ziehen.
Zur Erfassung der Makro- und Mikrozirkulations-Rhythmik werden
auf der Basis optoelektronischer Komponenten, nämlich quasimo
nochromatischer Lichtquellen und entsprechender Photodetekto
ren, bestimmte zu untersuchende Hautareale optisch abgetastet,
wobei auf der Basis der Auswertung von reflektiertem Licht auf
eine Füllungszu- oder -abnahme in den cutanen Mikrogefäßen ge
schlossen wird.
Eine Einrichtung zur Erfassung und Analyse des Durchblutungs
zustandes der menschlichen Haut ist beispielsweise aus der
deutschen Patentschrift DE 33 18 746 C2 bekannt geworden. Die
Einrichtung greift auf das Prinzip der Licht-Reflexions-Rheo
graphie (LRR) zurück. Hierbei wird eine Meßeinrichtung verwen
det, welche mit einem leichten, an einem zu untersuchenden
Hautareal mit doppelt klebenden Folienringen zu befestigenden
Meßkopf ausgerüstet ist, wobei der Meßkopf Öffnungen aufweist,
in denen ein optischer Strahlungsempfänger und mehrere Strah
lungsquellen angeordnet sind und wobei der Strahlungsempfänger
und die Strahlungsquellen unmittelbar die Hautoberfläche be
rühren. Die Strahlungsquelle emittiert Strahlungen mit einer
Wellenlänge im nahen IR-Bereich oder im sichtbaren Bereich des
Spektrums. Mit einer elektronischen Auswerteschaltung erfolgt
ein selektives Erfassen und Aufzeichnen des zeitlichen Ver
laufes des reflektierten bzw. zurückgestreuten Strahlungsan
teils bei gleichzeitiger Unterdrückung der arteriellen Pulsa
tion bzw. der Herzfrequenz. Die oben erwähnte Meßeinrichtung
ist in der europäischen Patentschrift 0 063 649 B1 offenbart.
Es besteht jedoch ein wesentlicher Nachteil darin, daß die be
kannte Auswertung der LRR-Kurven nur einige wenige dia
gnostisch relevante Aussagen ermöglicht. Durch die bisher aus
schließlich subjektive Beurteilung der erhaltenen LRR-Kurven
ist die Wahrscheinlichkeit einer Fehlinterpretation hoch.
Mit der bereits erwähnten deutschen Patentschrift 33 18 746
sollen die LRR-Signale objektiv und frei von subjektiven
Entscheidungen analysiert und neue geeignetere Parameter zur
fundierten sicheren Diagnose des Durchblutungszustandes der
menschlichen Haut gewonnen werden.
Hierfür wird vorgeschlagen, daß im allgemeinen erhaltene ana
loge Ausgangssignal in ein digitales Signal umzusetzen und
selbiges einer sogenannten Rechenschaltung zuzuführen. Die Re
chenschaltung soll dann physikalische Bewertungsparameter für
die analogen LRR-Kurven berechnen. Hierfür wird mittels der
Rechenschaltung das zeitliche Ausgangssignal frequenz
analysiert und zusätzlich zur Bestimmung des Amplituden
verlaufes der Kreislaufrhythmik auch die Frequenzzusammenset
zung selbiger ermittelt. In ausgewählten Frequenzbereichen er
folgt eine Fourier-Transformation des Ausgangssignales der
Meßeinrichtung.
Als Bewertungsparameter wird die Auffüllzeit der Blutgefäße
t0, die Abfallzeit ta von einem Meßwert 90% auf einen Meßwert
10%, und die Halbwertzeit th, d. h. die Zeit, in der ein Ab
fall von 100% auf 50% erfolgt, bestimmt.
Die Computeranalyse der LRR-Kurven wird bei der bekannten Lö
sung in vier Punkten zusammengefaßt. Es werden zunächst die
Ergebnisse der Berechnung der venösen Auffüllphase ausgegeben.
Neben der Bestimmung der Auffüllzeit t0 werden die von den
störanfälligen Randbedingungen befreite Abfallzeit ta, die be
reits erwähnte Halbwertzeit und weitere Zeitparameter berech
net. Danach erfolgt anhand der Amplitudenwerte der gespeicher
ten LRR-Kurve die Berechnung der Druckdifferenz durch das Auf
füllen der Gefäße und bei Belastung. Als Bewertungsparameter
wird weiterhin die Fläche unter der LRR-Kurve oder die Steil
heit der Auffüllphase zur Diagnose des Zustandes der venösen
Hämodynamik herangezogen.
Durch die Möglichkeit des Transfers der Meßergebnisse aus dem
Zeit- in den Frequenzbereich und Ausgabe eines Amplituden
dichte-Spektrums mit der Angabe bestimmter Amplitudenfaktoren
des Fourier-Spektrums sollen weitere Ansatzpunkte zur Verbes
serung der Diagnostik gegeben sein.
Mit der vorstehend skizzierten Lösung wird es zwar möglich,
die erhaltene Informationsmenge aus der LRR-Untersuchung zu
vergrößern und eine Vielzahl von Einzelmeßergebnissen bereit
zustellen, jedoch wird durch das Prinzip der rechnergestützten
Mustererkennung oder den Datentransfer in die Frequenzdomäne
die Auswertung für den behandelnden Arzt, der in der Lage sein
muß, schnell und mit hoher Treffsicherheit in der täglichen
Praxis zu diagnostizieren, nicht erleichtert.
Die Aufgabe der Erfindung besteht daher darin, ein Verfahren
und eine Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des
Zustandes von Gefäßsystemen, z. B. Blutgefäßen auf der Basis
der Photoplethysmographie anzugeben, wobei der klinische
Informationsgehalt aus dem gemessenen Biosignal erhöht wird
und eine umfassende relevante Zuordnung von statistisch
gesicherten Merkmalsänderungen zu entsprechenden
pathophysischen und klinischen Zuständen möglich ist.
Die Lösung der erfindungsgemäßen Aufgabenstellung erfolgt mit
den Merkmalen der Patentansprüche 1 bis 21.
Die Erfindung geht dabei von dem Grundgedanken aus, daß es
möglich ist, das dynamische Verhalten eines linearen Systems
dadurch zu ermitteln, daß das zu untersuchende System mit ei
ner definierten Eingangsfunktion xe(t), wobei diese zum Bei
spiel eine Sprung- oder Deltafunktion sein kann, beaufschlagt
wird. Als Ergebnis oder Wirkung xa(t) erhält man am Systemaus
gang eine typische Sprung- bzw. Stoßübergangsfunktion. Diese
Funktion charakterisiert das dynamische Verhalten.
Zweckmäßigerweise werden hierbei im allgemeinen dimensionslose
bzw. normierte Größen angestrebt. Das dynamische Verhalten der
Sprungantwort- bzw. Ausgangsgröße xa(t) läßt sich durch Kenn
werte, die man aus dem Funktionsverlauf von xa(t) ableiten
kann, beschreiben. Typisch ist zum Beispiel die Einschwingzeit
tE. Es wurde erkannt, daß solche zu beschreibenden Signale und
Systeme näherungsweise auch im Fall der Biomedizin, d. h. bei
der Makro- und Mikrozirkulation in Blutgefäßen vorliegen. Es
wurde gefunden, daß das dynamische Verhalten photoplethysmo
graphisch gewonnener Volumenpulse ein Ausdruck derartiger
Funktionen ist. Vorteilhafterweise wird ein negativer und an
schließend ein positiver Sprung erzeugt, wobei die Sprünge ei
ner Entleerung bzw. dem Füllen des Gefäßsystems entsprechen.
Erfindungsgemäß wird eine Sprungfunktion durch plötzliche,
einmalige Einwirkung, zum Beispiel in Form einer druckmechani
schen Belastung, des plötzlichen Hebens einer Hand oder eines
Beines oder eines akustischen Signals, ausgelöst. Die Aus
gangsgröße des Systems, d. h. des zu untersuchenden peripheren
Gebietes, zum Beispiel einer Fingerspitze stellt sich dann
entsprechend des jeweiligen konkreten Zustandes ein.
Es wurde weiterhin erkannt, daß sich bei jedem zu untersuchen
den System eine Aussteuerung in bzw. um einen Arbeitspunkt AP
ergibt. Dieser Arbeitspunkt AP liegt auf der Systemkennlinie,
die sich als Darstellung von xa über xe ergibt.
Hierbei existieren typische bzw. optimale Werte. Von diesen
typischen bzw. optimalen Werten wird im Krankheitsfalle abge
wichen. Durch einen einfachen Vergleich der typischen bzw. op
timalen Werte mit den jeweils aktuell ermittelten Werten läßt
sich mit großer Sicherheit der tatsächliche Zustand des unter
suchten peripheren Gebietes feststellen.
Es wurde gefunden, daß sich bei der Mikrozirkulation im Sinne
der Chaos-Theorie eine Grundordnung, d. h. ein Arbeitspunkt,
einstellt. Daneben besteht determiniertes Chaos. Um den Ar
beitspunkt zu bestimmen, wird der stationäre Zustand des zu
untersuchenden Systems, d. h. ohne Sprungfunktion, über einen
vorgegebenen Meßzeitraum durch Untersuchung der
Mikrozirkulation ermittelt.
Bereits hieraus läßt sich erfindungsgemäß schlußfolgern, daß
zum Beispiel aus der Analyse der Streubreite der Herzfrequenz
erkannt werden kann, ob ein Krankheitszustand vorliegt. Es
wurde erkannt, daß, je kleiner die Streubreite der Herzfre
quenz, je größer die Gefährdung oder die Wahrscheinlichkeit
einer Erkrankung des Menschen ist.
So ist der Beginn des Herztodes gekennzeichnet durch den Über
gang von einem irregulären Muster der Herztätigkeit zu einem
einfachen Muster.
Aus der Analyse der Mikrozirkulation ist es daher möglich,
durch einfache Überwachung der Kontinuität oder Diskontinuität
der Herztätigkeit bzw. der Herzfrequenz eine Herzerkrankung
sicher festzustellen oder einen bevorstehenden Herzstillstand
rechtzeitig zu erkennen.
Erfindungsgemäß läßt sich die photoplethysmographisch ermit
telte integrale Gesamt-Volumenpulsation für das jeweilige aus
geleuchtete periphere Gebiet wie folgt beschreiben:
xges(t) = xI(t) + xII(t) + xIII(t) + . . . + xN(t)
=xmikro (t).
=xmikro (t).
Dabei bedeuten:
xges(t), xmikro(t): integrale Gesamt-Volumenpulsation des pho
toplethysmographisch untersuchten periphe
ren Gebietes (Mikrozirkulationsfunktion)
xI(t): Welle I. Ordnung, verbunden mit der Herz frequenz
xII(t): Welle II. Ordnung, verbunden mit der At mung
xIII(t): Welle III. Ordnung, verbunden mit der Blutdruckperiode (ca. 10 s - Rhythmus)
xN(t): Wellen N-ter Ordnung (bis hin zu mehrtägi gen Schwankungen).
xI(t): Welle I. Ordnung, verbunden mit der Herz frequenz
xII(t): Welle II. Ordnung, verbunden mit der At mung
xIII(t): Welle III. Ordnung, verbunden mit der Blutdruckperiode (ca. 10 s - Rhythmus)
xN(t): Wellen N-ter Ordnung (bis hin zu mehrtägi gen Schwankungen).
Es wurde erkannt, daß alle oben erwähnten Teil-Funktionen den
Gesetzen des determinierten Chaos unterliegen.
Das erfindungsgemäße Verfahren auf der Basis der Auswertung
von Mikro- und Makrozirkulationsvorgängen in Blutgefäßen geht
aufgrund der oben geschilderten Erkenntnisse von der stocha
stischen Funktion xges(t) im Zeitbereich aus.
Das bereits erwähnte Maß für die Wellen I. Ordnung ist mit der
Herzfrequenz gekoppelt.
Um einen bestimmten Arbeitspunkt, zum Beispiel die Herzschwin
gungsperiode T wird ausgesteuert, wobei die Streuung ST auf
tritt. Ein einfacheres Herzrhythmusmuster bedeutet dabei, daß
die Streuung ST immer mehr abnimmt und der Arbeitspunkt sich
außerhalb des optimalen Bereiches befindet. Im Sinne des er
findungsgemäßen Verfahrens sind daher der Arbeitspunkt und die
Streuung für den sogenannten Normalfall in Abhängigkeit vom
jeweiligen Lebensalter einmalig zu ermitteln und für die wei
tere Auswertung als Vergleichswerte oder in Form einer Normal
kennlinie abzuspeichern.
In einer Ausführungsform der Erfindung läßt sich die Funktion
XI(t) aus xges(t) durch einen Bandpaß mit einer Grenzfrequenz
0,6 Hz<f<9 Hz ausblenden und trennen.
Das Maß für die Wellen höherer Ordnung läßt sich als Funktion
xbio(t) bezeichnen.
Diese Wellen höherer Ordnung, die langwellig sind, lassen sich
ebenfalls aus xges(t) durch einen Tiefpaß bzw. Bandpaß mit der
oberen Grenzfrequenz f von ungefähr 0,5 . . . 0,6 Hz ausfiltern.
Da das betrachtete System auch eine untere Grenzfrequenz von
ca. 0,05 Hz besitzt, ist sowohl xII(t) als auch xIII(t) über
tragbar und von xI(t) trennbar.
Aus dem konkreten Verlauf xI(t) sind nun eine Vielzahl von Pa
rametern einschließlich der erwähnten Streuung S ermittelbar.
So wird eine Gipfelamplitude A, eine Dikrotieamplitude B, eine
Gipfelzeit TG, eine Dikrotiezeit TD, eine arterielle Grund
schwingung TAG und eine Pulsperiodenzeit TI von xI(t) ermit
telt.
Erfindungsgemäß wurde erkannt, daß ein optimaler Arbeitspunkt
für den gesunden Menschen bei folgenden Verhältnissen vor
liegt:
TD/TI = 0,5
TG/TI = 0,191
TAG/TI = 0,309 sowie
TAG/TD = 0,618
TG/TD = 0,382.
TG/TI = 0,191
TAG/TI = 0,309 sowie
TAG/TD = 0,618
TG/TD = 0,382.
Das ideale Amplitudenverhältnis AV im Arbeitspunkt ergibt sich
nach der Beziehung:
AVideal= B/A = 0,618.
AVideal= B/A = 0,618.
Mit den erwähnten Beziehungen läßt sich im Sinne der Vereinfa
chung des Auswerteverfahrens ein Optimum in Form eines Merk
malvektors definieren.
Es besteht nun ein weiterer Grundgedanke der Erfindung darin,
bestimmte Merkmalsvektoren bestimmten Krankheitsbildern zuzu
ordnen. Hierfür werden erfindungsgemäße Bewertungskriterien
aufgestellt, die eine optimale Entscheidungsfindung ermögli
chen.
Außerdem wird zur Eliminierung des Meßfehlers bei dem Amplitu
denmeßwert auf eine Messung der normierten Zeitverhältnisse
und deren Streuung orientiert, ohne jedoch die normierte Am
plitude zu negieren.
Zur Erhöhung der Sicherheit gegenüber Störungen bei der Er
mittlung der Mikrozirkulationsfunktionen werden erfindungsge
mäß fehlererkennende und fehlerkorrigierende Codes angewendet.
Grundsätzlich wird hierbei eine zusätzliche Redundanz in den
jeweiligen Code eingebaut.
Ein fehlerkorrigiertes Verfahren besteht darin, diese Redun
danz dadurch zu realisieren, daß die jeweiligen Bewertungen
wiederholt und deren Ergebnisse verglichen werden. Bei Über
einstimmung ist kein Fehler vorhanden, bei Nichtübereinstim
mung wird eine nochmalige Wiederholung durchgeführt, wobei mit
großer Wahrscheinlichkeit die zwei übereinstimmenden Codewör
ter als richtiges Codewort erkannt und damit eine Fehlerkor
rektur ermöglicht werden kann.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beruht das
Verfahren zur Auswertung von Mikro- und Makrozirkulationsvor
gängen in Blutgefäßen auf einer Darstellung der aus xges(t)
verallgemeinerten Mittelwertfunktion bzw. der Autokorrela
tionsfunktion ϕxges(τ). Zusätzlich wird ein sogenannter
Mikrozirkulationsgradient MM und eine Kreuzkorrelationsfunk
tion ϕxy(τ) eingeführt.
Hierfür wird zunächst festgestellt, wie in xges(t) die Wellen
verschiedener Ordnung xI(t), xII(t) und xIII(t) anteilig ent
halten sind und welche mittleren Perioden auftreten.
Hieraus wird erfindungsgemäß jeweils eine Autokorrelations
funktion (AKF) gebildet unter der Annahme, daß die Wellen n
ter Ordnung statistisch voneinander unabhängig sind. Es ergibt
sich hieraus folgende Beziehung:
ϕxges(τ) = ϕxI(τ) + ϕxII(τ) + ϕxIII(τ),
wobei ϕxges(τ) die Autokorrelationsfunktion der integralen Ge
samtvolumenpulsation darstellt.
Ebenso läßt sich darstellen:
ϕxges(τ) = ϕxI(τ) + ϕxbio(τ)
mit ϕxbio(τ) als Autokorrelationsfunktion der Bio-Periodik.
Bei zeitlich entsprechend langen Meßsignalen kann bei xges(t)
von einem stationären stochastischen Signal ausgegangen wer
den. Bei einer Signalwiederholung wird sich daher eine glei
che, typische Autokorrelationsfunktion ϕxges(τ) ergeben.
Zur Auswertung wird nunmehr in einfacher Weise die Einhüllende
von ϕxges(τ) betrachtet, welche bei Vorhandensein von xII(t)
und xIII(t) in einem bestimmten Zeitintervall abfällt und wie
der ansteigt.
Erfindungsgemäß wird nunmehr ein Mikrozirkulationsgradient
Mmikro, welcher aus der Autokorrelationsfunktion ϕxges(τ) ab
geleitet ist, definiert und zur Auswertung herangezogen.
Mmikro ergibt sich dabei wie folgt
Mmikro = 1 - Min/Max mit
Max = Maximum der periodischen Funktion ϕxges(τ) und
Min = zugehöriges Minimum.
Min = zugehöriges Minimum.
Hieraus folgt, daß bei fehlender Zeitfunktion xbio(t) ϕxbio(τ)
= 0 und somit auch Mmikro = 0 ist.
Die konkreten Werte im betrachteten bzw. zu untersuchenden
System Mmikro können in einfacher Weise ermittelt und mit sta
tistisch gesicherten, beispielsweise in einer Tabelle gespei
cherten Werten bestimmter Krankheits- oder Normalzustände
verglichen werden. Hieraus ist eine verbesserte Auswertung der
Informationen mit nachfolgender, hoher Diagnosesicherheit ge
geben.
Analog zur Autokorrelationsfunktion kann auch die Kreuzkorre
lationsfunktion als Maß zur Bewertung herangezogen werden.
Wird die Kreuzkorrelationsfunktion von den Signalen x1(t) und
x2(t) zum Beispiel am gleichen Finger an den verschiedenen
Meßstellen 1 und 2 ermittelt, und wird das Maximum bei τ = 0
erhalten, so sind die integralen Volumenpulsationen gleich.
An der Bestimmung der Lage des Maximums läßt sich die mittlere
Blutströmungsgeschwindigkeit zwischen zwei Meßstellen in ein
facher Weise ableiten.
Wie bereits eingangs erwähnt, werden erfindungsgemäß zur
Ermittlung und Beurteilung des dynamischen Verhaltens des zu
untersuchenden Gefäßgebietes definierte Eingangsfunktionen
angelegt. Dies kann zum Beispiel durch eine sprung- oder
stoßförmig veränderte Andruckkraft eines Sensors zur Erfassung
des reflektierten Lichtes im untersuchten Gebiet erfolgen.
Die mit dem Sensor aufgenommene Antwortfunktion bzw. Sprung
übergangsfunktion ist nunmehr Ausdruck für das dynamische Ver
halten des von der Strahlung durchdrungenen Gebietes, d. h.,
der integralen Volumenpulsation.
Als Eingangsfunktion ist ein positiver oder aber auch ein ne
gativer Sprung denkbar. Die erhaltene Sprungantwort läßt sich
nunmehr in einfacher Weise zur Auswertung heranziehen. So
zeigt der Fall einer nichtgeänderten Ausgangsgröße bei sprung
haft geänderter Eingangsgröße eine fehlende Durchblutung oder
fehlenden Abfluß an. Eine optimale Durchblutung bzw. ein opti
maler Abfluß ist durch eine kontinuierlichen optimalen Über
gang von xa(t) gekennzeichnet.
Aus dem Verlauf der Sprungantwortfunktion läßt sich eine Klas
sifizierung durchführen.
Durch das Auslösen einer Sprungfunktion entfällt das bisher
erforderliche Bewegungsprogramm des Probanden bzw. Patienten.
Mit einer weiteren Ausführungsform der Erfindung kann die Va
somotorik bestimmt werden.
Die Güte der Vasomotorik wird z. B. durch Auslösen eines aku
stischen Reizes als Eingangsgröße beurteilt. Die erhaltene
Antwort xa(t) stellt sich als Sprungübergangsfunktion ein. Die
Güte der Vasomotorik wird dann in einfacher Weise durch Auf
nahme der Teilfunktion xI(t) = xa(t) und Bestimmung der Ein
schwingzeit tE aus der Einhüllenden von xa(t) bestimmt. Bei
fehlender Vasomotorik erhält man tE = 0. Als Einschwingzeit tE
wird die Zeit verstanden, nach der die Antwort auf die Ein
gangs-Sprungfunktion innerhalb des Bereiches von ± 5% von
xa(∞) verbleibt.
Durch eine Auswertung der Zeitverhältnisse der Volumenpulsa
tion kann die Genauigkeit bei der Auswertung weiter erhöht
werden. In diesem Sinne wurde erfindungsgemäß ein Vasomotorik
gradient Mvaso 1 eingeführt.
Als andere mögliche Kenngröße läßt sich aus den Amplitudenver
hältnissen der Vasomotorikgradient Mvaso 2 einführen.
In einfacher Weise ist eine Klassifizierung von Mvaso in
verschiedene Vasomotorik-Stufen möglich.
Aufgrund der Tatsache, daß die Einschwingzeit tE bzw. die so
genannte venöse Auffüllzeit t0 oft nicht eindeutig meßtech
nisch ermittelbar ist, wird erfindungsgemäß nur mit relativen,
d. h. normierten Größen bei der Auswertung bzw. der graphi
schen Darstellung gearbeitet.
Wie bereits erwähnt, kann durch die Auslösung einer Sprung
funktion ein ansonsten erforderliches, zeitgesteuertes Bewe
gungsprogramm entfallen.
Aufgrund der erfindungsgemäßen Erkenntnis, daß eine veränderte
Makrozirkulation auch mit einer veränderten Mikrozirkulation
einhergeht, kann die ansonsten kritisch zu bestimmende Ein
schwingzeit tE bzw. t0 aus dem Verlauf der Mikrozirkulation
bestimmt werden. Aus dem Verhältnis der Zeit tB, d. h. einer
Zeit zwischen dem Auslösen einer positiven und einer negativen
Sprungfunktion und der Betrachtung der Zeit
tE mikro, die von der negativen Sprungfunktion bis zur Beendi
gung des Einschwingvorganges vergeht, kann ein Quotient gebil
det werden, welcher ohne Bestimmung absoluter Werte eine Aus
sage über den Zustand des untersuchten Systems ermöglicht.
Eine Vorrichtung zur Auswertung von Mikro- und Makrozirkula
tionsvorgängen in Blutgefäßen besteht aus einem Sensorkopf zur
nichtinvasiven, optischen Messung der Blutentleerung oder
Blutauffüllung von zu untersuchenden Gefäßen, wobei die erhal
tenen Meßwerte zum Bestimmen der Makrozirkulation über einen
DC-Kanal sowie zur Bestimmung der Mikrozirkulation über einen
AC-Kanal geführt werden.
Aus der Vorrichtung heraus wird ein Signal zum Auslösen einer
positiven und einer negativen Sprungantwort in einem definier
ten Zeitabstand tB gegeben.
Nach Ablauf der Zeit tB erfolgt eine weitere Auswertung der
Mikrozirkulation im AC-Kanal, wobei mit Erreichen der ur
sprünglichen Amplitude der Mikrozirkulation vor dem Auslösen
der positiven Sprungantwort, welche zum Beispiel mittels eines
Vergleichers festgestellt wird, das Ende der venösen Auffül
lung bzw. das Erreichen der Einschwingzeit tE bestimmt wird.
Die Vorrichtung zur Auswertung ermöglicht durch Bildung des
Verhältnisses zwischen tB und tE das Ableiten von normierten
Werten zur Bestimmung des Gesundheitszustandes des Patienten
auf der Basis des voranstehend geschilderten Verfahrens.
Die Erfindung soll nun anhand mehrerer Ausführungsbeispiele
und von Figuren näher erläutert werden.
Hierbei zeigen:
Fig. 1 den typischen Verlauf eines photoplethysmographisch
ermittelten, integralen Blutvolumenpulses xI(t)
nebst zugehörigen Parametern,
Fig. 2a-c in Abhängigkeit vom Lebensalter die Normalwerte von
normierten Parametern sowie die Verhältnisse im Op
timalfall,
Fig. 3 die Darstellung der normierten Gipfelzeiten in Ab
hängigkeit von der normierten Dikrotiezeit und der
zugehörigen Klassifizierung,
Fig. 4a und b die Autokorrelationsfunktion für zwei Meßstellen
mit starker Atmungskomponente in Fig. 4b,
Fig. 5 eine prinzipielle Darstellung zur Ermittlung der
mittleren Blutströmungsgeschwindigkeit,
Fig. 6 die Definition der Einschwingzeit tE,
Fig. 7 die Messung der Einschwingzeit zur Beurteilung der
Vasomotorik,
Fig. 8a und b prinzipielle Darstellungen zur Ermittlung des
Vasomotorikgradienten,
Fig. 9 einen dynamischen Systemtest,
Fig. 10 eine hämodynamische Gradeinteilung für das Entleeren
und Füllen der Mikrogefäße,
Fig. 11 eine Darstellung der Systemeingangsgröße hydrostati
scher Druck,
Fig. 12 praktische Ergebnisse eines Systemtestes
Entleeren und Füllen,
Fig. 13 ein Vasolineal,
Fig. 14a und b simultane Mikrozirkulationsfunktionen bei einem
Diabetiker,
Fig. 15a und b zugehörige Autokorrelationsfunktionen nach
Fig. 14a, b,
Fig. 16 Darstellung der Funktionseinheit Mikrozirkulation,
Fig. 17 qualitativer Verlauf des arteriellen Zuflusses und
venösen Abflusses mit einem Multiplex-Doppelsensor-
Rot-NIR aufgenommen,
Fig. 18a und b eine Darstellung praktischer Meßergebnisse in
Korrelation NIR- (Fig. 18a) und Doppleranalyse (Fig. 18b).
Mit Hilfe der Fig. 1 soll in einem Ausführungsbeispiel illu
striert werden, wie das erfindungsgemäße Verfahren eine Aus
wertung der stationären, stochastischen Funktion xges (t) im
Zeitbereich ermöglicht.
Die Fig. 1 zeigt einen integralen Blutvolumenpuls xI(t) nebst
zugehörenden Parametern. Hierbei bedeuten:
A Gipfelamplitude
B Dikrotieamplitude
TG Gipfelzeit
TD Dikrotiezeit
TAG arterielle Grundschwingung und
TI Pulsperiodenzeit von xI(t)
TDia Diastolenzeit.
B Dikrotieamplitude
TG Gipfelzeit
TD Dikrotiezeit
TAG arterielle Grundschwingung und
TI Pulsperiodenzeit von xI(t)
TDia Diastolenzeit.
Alle Parameter besitzen im Sinne der Chaostherorie eine Streu
ung S, z. B. STI als Streuung von TI.
Aus der Fig. 1 geht hervor, daß die gewünschten Informationen
sowohl in der Amplitude als auch in der Zeit enthalten sind.
Aus der Analyse der prinzipiellen Darstellung des Verlaufes
nach Fig. 1 wird in überraschender Weise als optimales Ver
hältnis zwischen der Dikrotieamplitude und der Gipfelamplitude
im Sinne eines idealen Arbeitspunktes bzw. Amplitudenver
hältnisses der Quotient AVideal = B/A = 0,618 erhalten.
Als allgemeine Grundbeziehungen lassen sich des weiteren ange
ben:
TD = TG + TAG
TAG/TD = 1-TG/TD.
TAG/TD = 1-TG/TD.
Mit den Fig. 2a bis 2c werden in Abhängigkeit vom Lebensal
ter die Normalwerte von normierten Parametern TD/TI, TG/TI,
STI/TI sowie die Verhältnisse im Optimalfall OPT illustriert.
Es ist anzumerken, daß es sich bei den Darstellungen um nor
mierte Werte handelt. Mit dem Verhältnis TD/TI wird die nor
mierte Dikrotiezeit bezeichnet, mit dem Verhältnis TG/TI die
normierte Gipfelzeit und mit dem Verhältnis STI/TI die nor
mierte Streuung der Pulsperiodenzeit.
Die Einordnung von Normalwerten ist deutlich zu erkennen. Die
ausgezogenen Linien stellen jeweils die Mittelwertkurve ohne
berücksichtigten Streubereich für den gesunden Menschen dar.
Die strichpunktierte Linie in den Fig. 2a und 2b repräsen
tieren das theoretische Optimum OPT.
Vergleicht man nun tatsächlich ermittelte Werte mit den ge
nannten, zweckmäßigerweise gespeicherten Mittelwertkurven,
dann ist es in einfacher Weise möglich, daß der behandelnde
Arzt gegebenenfalls typische Krankheitsbilder den tatsächli
chen Werten zuordnen kann.
Durch die vorgeschlagene Messung der normierten Zeitverhält
nisse und die Bestimmung der Streuung bei Berücksichtigung der
normierten Amplitudenwerte können ansonsten auftretende Meß
fehler eliminiert und die Auswertung dadurch vereinfacht wer
den.
Zwecks Aufstellung von Beurteilungskriterien wurden klinisch
gesunde und kranke Probanden, in vorliegendem Fall an Diabetes
mellitus erkrankte Personen, untersucht.
Wie aus den Fig. 2a und 2b hervorgeht, verhalten sich die nor
mierten Zeitverhältnisse TD/TI und TG/TI in Abhängigkeit vom
Lebensalter gerade umgekehrt.
Um diesen Alterseinfluß bei der Ermittlung von Bewertungskri
terien nahezu auszugleichen, wurde die Abhängigkeit der nor
mierten Gipfelzeit TG/TI von der normierten Diskrotiezeit
TD/TI ermittelt.
Diese Verhältnisse sind in der Fig. 3 illustriert. Hier ist
auch die zugehörige Klassifizierung; Klasse 1 gesund, Klasse 2
pathologisch, zum Beispiel an Diabetes mellitus erkrankt, zu
erkennen. Wenn Meßwerte im gekennzeichneten Übergangsbereich
UE bestimmt werden, dann sollte eine Wiederholung der Messung
im Sinne der Erhöhung der Meßgenauigkeit erfolgen.
Zur weiteren Verbesserung hinsichtlich des Eliminierens des
Alterseinflusses wird in einem Ausführungsbeispiel der Erfin
dung ein Maß M durch Addition der normierten Parameter wie
folgt eingeführt:
M = TG/TI + TD/TI.
Empirisch wurde gefunden, daß sich als optimaler Wert
Mopt = 0,691
ergibt. Unter Hinweis auf die Fig. 3 läßt sich daher für den
pathologischen Fall ableiten:
Mpathol<Mopt bzw. Mgesund.
Mit anderen Worten läßt sich schlußfolgern, daß alle Werte für
Diabetiker in der Klasse 2, alle anderen Werte für klinisch
gesunde Probanden in Klasse 1 liegen. Selbstverständlich kön
nen in Klasse 1 und vor allem in Klasse 2 zusätzliche Unter
klassen gebildet werden.
In einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung werden zur
Auswertung der erhaltenen Informationen aus der Mikro und Ma
krozirkulation Autokorrelationsfunktionen gebildet.
In der Fig. 4a und 4b wird die Autokorrelationsfunktion
ϕxges(τ) für zwei Meßstellen gezeigt.
Auf der Basis der Autokorrelationsfunktionswerte können fol
gende Rückschlüsse gezogen werden.
Die Anteile der Teil-Autokorrelationsfunktionen hängen vom an
teil der zugehörigen Zeitfunktionen xI(t), xII(t), xIII(t) an
xges(t) ab. Die Gesamt-Autokorrelationsfunktion stellt sich
als eine Überlagerung der Teilfunktionen dar. Die mittlere Pe
riode von ϕxI(τ) beträgt ungefähr 1s, die von ϕxIII(τ) unge
fähr 11s und die von ϕxII(τ) ungefähr 4s. Die Einhüllende von
ϕxges(τ) muß im Normalfall in einem bestimmten Zeitintervall
abfallen und wieder ansteigen. Als Maß für das Zusammenwirken
von xI(t) und xbio(t) mit
xbio(t) = xII(t) + xIII(t) . . . xn(t)
wird ein sogenannter Mikrozirkulationsgradient Mmikro aus der
Autokorrelationsfunktion ϕxges (τ) abgeleitet.
Mmikro ergibt sich dabei aus folgender Beziehung:
Mmikro = 1-Min/Max
wobei mit Max ein Maximum der periodischen Funktion ϕxges(τ)
und mit Min ein zugehöriges Minimum definiert ist.
Min und Max sind beispielsweise in der Fig. 4a dargestellt.
Es wurde ermittelt, daß sich der Mikrozirkulationsgradient im
Bereich 0 Mmikro 0,382 befinden kann. Fig. 4b zeigt eine
Autokorrelationsfunktion mit starker Atmungskomponente
ϕxII(τ).
Analog zur Autokorrelationsfunktion ist eine Kreuzkorrelati
onsfunktion ϕxy(τ) als Maß für die statistische Abhängigkeit
zweier Funktionen x(t) und y(t) bestimmbar. Das Maximum der
Kreuzkorrelationsfunktion tritt allerdings nicht bei τ = 0
auf, sondern bei einer mittleren Laufzeit τopt zwischen den
gewählten Meßstellen.
Wird die Kreuzkorrelationsfunktion ϕxy(τ) bei der integralen
Volumenpulsation gebildet, zum Beispiel am gleichen Finger mit
den Meßstellen 1 und 2, und wird das Maximum bei τ = 0 erhal
ten, sind die integrale Volumenpulsationen gleich.
Mit der Fig. 5 wird illustriert, wie auf der Basis der Kreuz
korrelationsfunktion KKF die mittlere Blutströmungsgeschwin
digkeit vström zwischen zwei Meßstellen bestimmt werden kann.
Die gezeigten Empfänger E1 und E2 liefern die vom Sender S
ausgesendeten und im peripheren Gebiet reflektierten Signale
x1(t) und x2(t). Die Kreuzkorrelationsfunktion bestimmt sich
dann wie folgt:
wobei T die mittlere Laufzeit darstellt, die das Blut braucht,
um von Meßstelle E1 zu Meßstelle E2 zu gelangen. Da die Kreuz
korrelationsfunktion das Maximum bei τopt = T hat, gilt für
die mittlere Blutströmungsgeschwindigkeit vström in den Meß
stellen E1 und E2 folgende Beziehung:
Vström = a/τopt;
mit a = Abstand zwischen E1 und E2.
In Ausgestaltung der Erfindung kann beispielsweise die Ein
gangsgröße an Meßstelle E1 stoßartig verändert werden, indem
ein einmaliges, kurzes Husten erfolgt, wodurch ein quasi Na
delimpuls erzeugt wird, welcher sich von der Meßstelle E1 zur
Meßstelle E2 fortpflanzt.
In der Fig. 6 wird die Definition der Einschwingzeit tE deut
lich gemacht; tE ist die Zeit, nach der die Antwort xa(t) auf
einen eingangsseitigen Sprung endgültig innerhalb der Schran
ken von ± 5% von xa(∞) verbleibt.
Für den Fall eines sogenannten negativen Sprungs am Eingang
des Systems wird auf die gleiche Definition zurückgegriffen.
Ausgehend von der Fig. 6 und der Postulation, daß die Durch
blutung krankhaft verändert ist, wenn keine Änderung der Aus
gangsgröße auf eine geänderte Eingangsgröße erfolgt sowie daß
die Durchblutung optimal ist, wenn ein optimaler Übergang von
xa(t) erfolgt, falls sich die Eingangsgröße sprunghaft ändert,
läßt sich eine Klassifizierung der erhaltenen Ergebnisse im
Sinne einer Auswertungserleichterung der Meßsignale durch
führen.
Es hat sich dabei als vorteilhaft erwiesen, daß für den Erhalt
einheitlicher, vergleichbarer Werte für die Einschwingzeiten
bei positivem und negativem Sprung Δt tE ist. Mit anderen
Worten muß sich das System bzw. das untersuchte periphere Ge
biet in einem eingeschwungenen Zustand befinden, wenn auf den
positiven Sprung ein negativer Sprung folgt.
Wie in der Fig. 7 dargestellt, kann aus der Messung der kon
kreten Einschwingzeit tE des untersuchten peripheren Gebietes
eine Beurteilung der Vasomotorik des Probanden erfolgen. Hier
bei wird von der Tatsache ausgegangen, daß die Vasomotorik
nicht von der Mikrozirkulation zu trennen und Teil des pulsie
renden Systems ist. Es läßt sich also mit anderen Worten die
Güte der Vasomotorik durch das Auslösen eines akustischen Rei
zes beurteilen. Die Antwort xa(t) hierauf stellt sich als
leicht auszuwertende Stoßübergangsfunktion ein. Die Zeit zwi
schen Reizauslösung R bis zum beginnenden Stoßübergang wird
mit t0 bezeichnet (Laufzeiteffekt).
Die Güte der Vasomotorik kann aus der Aufnahme der Teilfunk
tion xI(t) = xa(t) und der Bestimmung der Einschwingzeit tE
aus der Einhüllenden von xa(t) gemäß Fig. 8a, b erfolgen.
Bei fehlender Vasomotorik ergibt sich tE = 0. Fig. 8a zeigt
vasomotorische Reaktionen bei einem Probanden gemessen am Fin
ger und Fig. 8b die zeitgleich gemessenen Funktionen an der
Großzehe.
Durch die Auswertung der Zeitverhältnisse der Volumenpulsation
kann eine erhöhte Meßgenauigkeit und damit eine verbesserte
Auswertegenauigkeit erreicht werden. In diesem Sinne wird ein
Vasomotorikgradient Mvaso 1 zur Beurteilung des jeweiligen
Probanden eingeführt.
Mvaso 1 ergibt sich wie folgt:
Mvaso 1 = tE-tA/tE
= 1-tA/TE mit
tA = Zeit zwischen zwei Schwingungsmaxima (Herzperiodendauer).
= 1-tA/TE mit
tA = Zeit zwischen zwei Schwingungsmaxima (Herzperiodendauer).
Der ermittelte Faktor ist unabhängig von der Amplitude und be
sitzt die Grenzwerte:
- 1) tA/tE gegen 0, also tE sehr groß für tA gleich konstant: daher Mvaso 1 gegen 1.
- 2) tE tA, also keine oder eine geringe, nicht meßbare Re aktion im Intervall zwischen zwei Abtastungen: daher Mvaso 1 = 0 . . . 0,5 (0,5 für tE = tA).
Die Einschwingzeit tE kann als Vielfaches n der Herz
periodendauer, d. h. der Anzahl der Volumengröße, gesetzt wer
den. Es ergibt sich
tE = n·tA.
Damit folgt:
Mvaso 1 = 1-tA/n·tA
bzw.
Mvaso 1 = 1-1/n.
Es ist also die Anzahl der einhüllenden Volumenimpulse ein Maß
für die Güte der Vasomotorik. Je mehr Volumenpulse von der va
somotorischen Reaktion erfaßt werden, umso mehr nähert sich
Mvaso 1 dem Wert 1.
Durch die Zuordnung der Anzahl n der erfaßten Volumenpulse zu
einer Klasse läßt sich eine Art Vasolineal konstruieren, wie
in Fig. 13 gezeigt. Dieses Lineal beruht gemäß Fig. 13 auf ei
ner durchschnittlichen Herzperiodendauer von ca. 850 ms. Es
wird an die Vasomotorik-Kurve angelegt und die Anzahl n sowie
die Klasse werden abgelesen.
Auf der Basis dessen kann in einfacher Weise eine Klassifizie
rung in
Mvaso 1 von gut, sehr gut, wenig Reaktion, keine Reaktion,
vorgenommen werden.
Als zusätzliche Kenngröße kann gemäß Fig. 8a, b ein
Vasomotorikgradient Mvaso 2 ermittelt werden.
Mvaso 2 ergibt sich aus der Beziehung wie folgt
Mvaso 2 = 1-Δx/Δx max.
Hieraus erhält man:
0 Mvaso 2 Mvaso opt.
Analog wie zu Mvaso 1 läßt sich im vorstehend definierten Be
reich eine Klassifizierung durchführen. Als Mvaso opt wurde
der Wert 0,382 ermittelt.
Mit einem weiteren Ausführungsbeispiel soll erläutert werden,
wie auch eine bekannte LRR-Kurve mit vorangehendem
Bewegungsprogramm unter Nutzung der erfindungsgemäßen Lehre
ausgewertet werden kann.
Hier wird zunächst eine Zeit tB für ein Bewegungsprogramm und
eine Zeit t0 als venöse Auffüllzeit bzw. eine Zeit tE als Ein
schwingzeit bzw. Wiedereinschwingzeit des untersuchten peri
pheren Gebietes ermittelt. Im Gegensatz zum herkömmlichen Ver
fahren der Bestimmung der vorerwähnten Zeiten durch diskrete
Messung ist die Zeit tB vom Beginn der Messung bis zum letzten
Maximum beispielsweise durch Differentiation von x(t) ermit
telbar.
Die Zeit t0 bzw. tE wird erfindungsgemäß als die Zeit defi
niert, nach der die Antwort auf einen eingangsseitigen Sprung,
im vorliegenden Fall das Ende des Bewegungsprogramms endgültig
innerhalb der Schranken von ± 5% von xa (∞) bleibt (siehe
auch Fig. 6).
Nach der bereits erläuterten dynamischen Analyse der jeweili
gen Meßstelle wird eine graphische Bewertung durchgeführt und
eine Klassifizierung, beispielsweise in die Gruppen gesund,
Grad I, Grad II und Grad III, vorgenommen. Durch eine Normie
rung der Einschwingzeit bzw. der venösen Auffüllzeit t0 bzw.
tE als Funktion von der Zeit für das Bewegungsprogramm wird
gewährleistet, daß alle Meßwerte auf einer Geraden liegen.
Hier läßt sich nun eine normierte Gradeinteilung, beispiels
weise durch farbliche Darstellung durchführen. Bei einem Bewe
gungsprogramm mit tB = 15 s folgen dann beispielsweise für die
vorstehend geschilderten Klassifizierungsgrade folgende Werte
für t0:
gesund t0< 25 s
Grad I 20 s < t0< 25 s
Grad II 10 s < t0< 20 s
Grad III t0< 10 s.
Grad I 20 s < t0< 25 s
Grad II 10 s < t0< 20 s
Grad III t0< 10 s.
Führt man nunmehr die erwähnten Normierungen ein, erhält man
mit tB + tE = T folgende Bewertungsfaktoren:
gesund tE/T < 0,625
Grad I 0,625 tE/T< 0,571
Grad II 0,571 tE/T< 0,4
Grad III tE/T< 0,4
Grad I 0,625 tE/T< 0,571
Grad II 0,571 tE/T< 0,4
Grad III tE/T< 0,4
Im Ergebnis umfangreicher Untersuchungen wurde festgestellt,
daß bei t0 = tE = 23 s sich ein Verhältnis von tE/T von 0,605
ergibt. Dieser Bereich sollte als Grenze für den Grad von ge
sund zu Grad I angenommen werden.
Das vorstehend erwähnte Ausführungsbeispiel zur Auswertung ei
ner bekannten LRR-Kurve läßt auch die Nachteile der bekannten
Untersuchungsmethodik erkennen. Der LRR-Meßkopf wird bei
spielsweise 10 cm oberhalb des Innenknöchels angebracht und es
erfolgt im Sitzen durch die Sprunggelenkpumpe mit Hilfe eines
standardisierten Bewegungsprogramms eine Entleerung der Ge
fäße. Dies ist in der Regel nach ca. 15 Sekunden erreicht. An
schließend wird das Wiederauffüllen der Gefäße gemessen und
dabei insbesondere die bereits erwähnte venöse Auffüllzeit t0
ermittelt. Die Nachteile bestehen nun in Folgendem.
Die Durchführung eines Bewegungsprogramms ist nicht bei allen
Probanden möglich. Ebenfalls ist das Anbringen des Meßkopfes
mittels Folienring zum Teil außerordentlich kompliziert. Die
Entleerung der Gefäße erfolgt, ohne die Entleerzeit zu ermit
teln. Es wird nur das Wiederauffüllen gemessen, wobei das Be
stimmen der venösen Auffüllzeit oft stark fehlerbehaftet ist.
Im Sinne der Erfindung erweist sich folgende Verfahrensweise
als deutlich vorteilhafter. Wegen der verbundenen Gefäße im zu
untersuchenden peripheren Gebiet besteht ein unmittelbarer Zu
sammenhang bei Druckänderung zwischen den Makro- und Mikroge
fäßen. Zur Ermittlung und Beurteilung des dynamischen Verhal
tens des zu untersuchenden peripheren Gefäßgebietes wird
zunächst folgender Systemtest durchgeführt.
Bei Raumtemperatur von ca. 22 bis 24°C wird ein Sensorkopf
mittels einer Klammer beim In-Rücken-Ausgangslage befindlichen
Patienten an der Großzehe positioniert. In dieser Position
weist der Proband annähernd einen hydrostatischen Druck von 0
auf.
In horizontaler Lage wird ein funktionsdiagnostischer Sprung
in Form eines negativen hydrostatischen Druckes angelegt. Das
Bein oder der Arm des liegenden Probanden wird aktiv oder pas
siv möglichst schnell (Sprungfunktion) in eine konstante End
lage von ca. 30 bis 50 cm Höhe gebracht. Dabei entspricht die
Sprunghöhe exakt der Höhe in cm Wassersäule des angelegten ne
gativen, hydrostatischen Druckes. Das Vorgehen ist prinzipiell
mit der Fig. 9 illustriert.
Durch den negativen, hydrostatischen Sprung entleert sich das
Gefäßsystem, es entsteht durch die Saugwirkung eine ständige
Rückwirkung bis in den Kapillar- und arteriellen Bereich. Man
erhält also eine Einschwing- oder Entleerzeit tEL des Mikro-
und Makrogefäßsystems, die dort erreicht ist, wo der Entleer
vorgang einen konstanten Wert angenommen hat.
Folglich ist die Entleerzeit tEL ein direktes Maß für das dy
namische Verhalten des untersuchten Systems, zum Beispiel ei
nes Beines.
Um vergleichbare Werte zu erhalten, muß für den Normalfall die
Sprungdauer Δt größer tEL sein, das System muß also einge
schwungen sein. Die Dauer des Sprunges sollte aus Erfahrungs
werten 20 sec nicht unterschreiten.
Nachfolgend wird nun ein Sprung in Form eines positiven hydro
statischen Druckes an das System angelegt. Hierfür wird das
Bein möglichst schnell in die horizontale Ausgangslage zurück
gebracht.
Folglich wird die Einschwing- oder Auffüllzeit tEF (entspricht
der venösen Auffüllzeit) der Mikro-Makrogefäße gemessen. Bei
Venenklappen-Insuffizienz sind die Einschwingzeiten für das
Entleeren und Füllen gleich groß.
Im Normalfall gilt mit ausreichender Näherung für den Zusam
menhang zwischen Entleeren und Füllen
tEF ungefähr gleich 1,6 tEL.
Durch die Funktion der Venenklappen verlängert sich also der
Füllvorgang auf das ca. 1,6-fache im Vergleich zum Entlee
rungsvorgang.
Die allgemeine hämodynamische Gradeinteilung für das Leeren
und Füllen kann mittels eines sogenannten Gefäßzustands
lineales nach Fig. 10, das unter Beachtung der Schreibge
schwindigkeit an eine aufgenommenen Meßkurve angelegt werden
kann, vorgenommen werden. Grundlage sind dabei für das Füllen
die Normwerte der Phlebologie. Diese Werte lassen sich auf das
Entleeren erweitern und kennzeichnen allgemein den Mikro-
Makro-Gefäßzustand. Fig. 11 zeigt die Systemeingangsgröße
"hydrostatischer Druck".
Vorteilhafterweise wird der Systemtest aus Gründen der Ver
gleichbarkeit ca. zwei- bis dreimal hintereinander wiederholt.
Mit der Fig. 12 sind praktische Ergebnisse eines Systemtests,
wenn als Eingangsgröße sprungartig ein negativer und nachfol
gend ein positiver hydrostatischer Druck (Entleeren und Fül
len) angelegt wird, illustriert.
Mit der Fig. 14a und 14b wird eine ausgewählte simultane Mes
sung der Mikrozirkulationsfunktion xmikro(t) bei einem Diabe
tiker im fortgeschrittenen Zustand gemäß a) am rechten Zeige
finger und b) an der rechten Großzehe illustriert.
Die Durchblutungsstörungen an der Zehe sind deutlich sichtbar.
Für xmikro(t) nach Fig. 19a kann unter Anwendung der
erfindungsgemäßen Lehre eine Berechnung und Darstellung fol
gender Werte erfolgen:
STI/TI, TD/TI und TG/TI sowie ϕxges(τ).
In den Fig. 15a und 15b sind die zugehörigen Autokorrela
tionsverläufe aus den Meßwerten den Fig. 14a und 14b ge
zeigt. Die AKF am Zeigefinger zeigt fallende Tendenz, woraus
ersichtlich ist, daß die Mikrozirkulationsfunktion Biosignale
enthält.
Aus dem Vorstehenden wird also deutlich, daß das mit den Ma
krogefäßen verbundene Mikrogefäßsystem, d. h. die Funktions
einheit Mikrozirkulation, als komplexes, Hoch- und Nieder
drucksystem aufgefaßt werden kann.
Die Funktionseinheit Mikrozirkulation stellt sich, wie es in
der Fig. 16 erläutert ist, als ein System mit einem arteriel
len Zufluß und einem venösen Abfluß dar, wobei die Kapillaren
als quasi-Speicher dienen.
Es läßt sich also ableiten, daß die in einer Zeiteinheit zu
fließende Menge A gleich dem in einer Zeiteinheit gespeicher
ten Mengenzuwachs B plus der in der Zeiteinheit abfließenden
Menge C ist.
Mittels der NIR-Photoplethysmographie mit den Wellenlängen von
635 und 840 bzw. 940 nm, mit der jedoch keine an sich bekannte
Oximetrie durchgeführt wird, lassen sich weitere Kenntnisse
über das zu untersuchende Gefäßsystem erbringen.
Es wird im Sinne der Erfindung vorteilhaft ausgenutzt, daß die
Photonen des Lichtes im roten Wellenlängenbereich relativ tief
in das Gewebe eindringen können und entsprechend reflektiert
werden, sofern dort einerseits sauerstoffangereichertes bzw.
arterialisiertes Blut fließt und insofern dort andererseits
gleichermaßen sauerstoffreduziertes bzw. venöses Blut fließt,
welches in diesem Wellenlängenbereich entsprechend stark ab
sorbiert. Diese Voraussetzungen treffen auf das ins Gewebe
dreidimensional eingebettetes Mikrogefäßsystem zu, wobei mit
der Remissions-Photoplethysmographie eine entsprechende Mikro
zirkulationsuntersuchung stattfinden kann.
Erfindungsgemäß kann mittels des ins Gewebe eingeleiteten
roten Lichtes in Folge der zu vernachlässigend geringen Spei
cherkapazität der Arteriolen, die weniger als 3% beträgt, ge
genüber den venolären und venösen Kapazitätsgefäßen, auf die
75% (Venolen 12%, Venen 63%) des Blutvolumen-Fassungsvermögens
entfallen, der arteriellen Blutzufluß in die Arteriolen durch
den unmittelbar dadurch bewirkten venösen Blutabfluß aus dem
Mikrogefäßsystem bestimmt werden.
Demgemäß ist quasi eine direkte integrale Sicht auf das Mikro
gefäßsystem der illuminierten Geweberegion möglich. Es lassen
sich mit einem Ausführungsbeispiel gepulste NIR- und Rot-
Strahlung einer mittleren Intensität in das Gewebe einleiten,
wodurch infolge der geringen Streuung und Absorption im Gewebe
verhältnismäßig große Gewebevolumina ohne schädliche Rückwir
kungen auswertbar sind.
Durch Messung des venösen Abflusses pro Zeiteinheit und des
arteriellen Zuflusses ebenfalls pro Zeiteinheit läßt sich also
der dynamische Systemzustand und damit auch die pro Zeitein
heit gespeicherte Menge ermitteln.
Eine praktische Realisierung kann gemäß einem Ausführungsbei
spiel der Erfindung dadurch erfolgen, daß ein Doppelsensor,
zum Beispiel an der Zehe oder einem Finger eines Probanden an
gebracht wird. Dieser Doppelsensor ermöglicht einen Multi
plexbetrieb zur orts- und zeitgleichen, simultanen Rot- und
NIR-Photoplethysmographie.
Wie bereits an anderer Stelle erwähnt, kann zur Ermittlung des
dynamischen Systemzustandes eine Sprungfunktion in Form eines
negativen sowie positiven hydrostatischen Druckes an die zu
untersuchende Peripherie angelegt und das Leeren und Füllen
der Funktionseinheit Mikrozirkulation und die sich ergebenden
dynamischen Sprungübergangsfunktionen bestimmt werden. Hieraus
lassen sich charakteristische Systemparameter ableiten, die
eine einfache Auswertung des Zustandes ermöglichen. Die Fig.
17 zeigt einen qualitativen Verlauf des arteriellen Zuflusses
und venösen Abflusses innerhalb der Funktionseinheit der Mi
krozirkulation, aufgenommen mit der vorerwähnten Realisie
rungsvariante eines Doppelsensors im Multiplexbetrieb.
Aus dem Vorstehenden ergibt sich zusammenfassend daß, je kom
plexer das zu diagnostizierende System ist, desto einfacher
und quantitativ reproduzierbarer soll das Auswerteverfahren
sein. In diesem Sinne ist die an das Mikrogefäßsystem ange
legte Testgröße hydrostatischer Druck besonders vorteilhaft.
Diese Testgröße kann reproduzierbar, nicht invasiv und quanti
tativ klar definiert angewendet werden. Der hydrostatische
Druck als durch die Gravitationskraft bedingte Größe ist le
diglich von der Höhe in zum Beispiel cm Wassersäule und der
Fläche, auf der diese Wassersäule steht, abhängig.
Mit der simultanen Rot- und NIR-Remissions-Photoplethysmogra
phie und Anlegen einer Sprungfunktion in Form negativen und
positiven hydrostatischen Druckes kann festgestellt werden,
was durch den angelegten Sprung im komplexen, zu untersuchen
den System an Veränderungen bewirkt wird und welche Größen im
betrachteten System von der angelegten Sprungfunktion unbe
rührt bleiben. Hieraus läßt sich eine hämodynamische Gradein
teilung für den arteriellen und venösen Bereich unter Zugrun
delegung der Sprungübergangsfunktion in einfacher Weise ablei
ten. Im einzelnen kann die Beurteilung eines gestörten arteri
ellen Zuflusses aus den Makrogefäßen, zum Beispiel in Folge
arteriosklerotischer Obliterationen ebenso wie Aussagen zum
venösen Abfluß aus dem Mikrogefäßsystem einschließlich venöser
Abflußstörungen in den Makrogefäßen, wie Venenthrombose, Venen
klappeninsuffizienz, erfolgen.
Als weiteres Anwendungsgebiet kann die simultane Rot- und NIR-
Photoplethysmographie zur differenzierten Beurteilung der Wir
kung von Pharmaka oder Drogen auf das betrachtete Mikrogefäß
system, zum Beispiel der vasomotorischen Reagibilität der Mi
krogefäße herangezogen werden.
Aus der hämodynamischen Gradeinteilung für die Bestimmung des
Gefäßzustandes läßt sich noch nicht der Ort von Zufluß- oder
Abflußstörungen erkennen. Hierzu läßt sich das Prinzip der Be
stimmung der Mikrozirkulation in den kleinen Gefäßen und die
Methode der Sprungübergangsfunktion auf die Makrogefäße
(Arterien, Venen) übertragen, indem die Änderung der Strö
mungsgeschwindigkeit bei Anlegen eines entsprechenden hydro
statischen Druckes, zum Beispiel mittels dynamischer
Ultraschall-Doppler erfaßt wird. Dieser Test läßt sich als
eine Art Kompressionstest an bestimmten Punkten zur
Differenzierung einzelner Gefäßabschnitte bezeichnen.
Demgemäß ergibt sich als weiteres Ausführungsbeispiel der Er
findung ein komplexes Verfahren mit folgenden Schritten.
Zunächst wird bei konstanter Raumtemperatur der Klammer-Rot-
NIR-Sensor beim In-Rücken-Ausgangslage befindlichen Patienten
an der Großzehe positioniert. Dabei tritt annähernd ein hydro
statischer Druck von 0 auf.
Nachfolgend wird die Mikrozirkulation gemessen, in dem ein ne
gativer und positiver hydrostatischer Druck-Sprung angelegt
wird.
Aus dem Verlauf der Kurven für das arterielle und venöse Blut
(Entleeren und Füllen der Gefäße) läßt sich nun feststellen,
ob Normalwerte oder davon abweichende Verläufe vorliegen.
Wenn der Verlauf normal ist, kann die Auswertung beendet wer
den. Im Falle des Vorliegen von Abweichungen muß nun festge
stellt werden, ob diese im Arteriellen oder Venösen liegen.
In diesem Falle wird gezielt mit dem Ultraschall-Doppler eine
Fortsetzung der Untersuchung durchgeführt, indem der Doppler
an der entsprechenden Meßstelle fixiert wird.
Die Strömungsgeschwindigkeitsmessung erfolgt nunmehr nicht,
wie bekannt, rein stationär, sondern dynamisch. Mit dem Dopp
ler werden also die Sprungübergangsfunktion und analog zur Mi
krozirkulationsmessung die dynamischen Systemkennwerte des
entsprechenden Makrogefäßes im Zeitbereich bestimmt. Hierfür
wird ebenfalls ein negativer und positiver hydrostatischer
Druck-Sprung angelegt.
Vorteilhafterweise wird bei der Untersuchung und Lokalisierung
des Systems mit den größten Gefäßen begonnen, um den Aufwand
gering zu halten.
Die ermittelten Doppler-Sprungübergangsfunktionen im Makrobe
reich ähneln prinzipiell den Kurven, die bei der Rot- bzw.
NIR-Photoplethysmographie im Mikrobereich erhalten werden. Es
treten im arteriellen andere Übergangsfunktionen als im venö
sen Makrobereich auf, so daß auch sofort ersichtlich ist, ob
eine Arterie oder eine Vene vorliegt und ob dabei der Verlauf
normal oder nicht normal ist. Dies ist beispielhaft mit der
Fig. 18 dargestellt, welche praktisch vorliegende Meßergeb
nisse für den linken Arm eines Probanden zeigt, wobei mit 18a
eine Darstellung der Ergebnisse der NIR- Photoplethysmographie
am Finger und mit 18b das Ergebnis einer dynamischen Doppler
analyse einer Armarterie gezeigt ist.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Bestimmung des Zustan
des von Gefäßsystemen auf der Basis von Mikro- und
Makrozirkulationsvorgängen wird erreicht, daß eine erhöhte In
formationsmenge aus im wesentlichen unveränderten Aus
gangsdaten bei allerdings verringerten apparativen Aufwand un
ter Vermeidung eines aufwendigen Bewegungsprogrammes erhalten
werden kann. Durch die Erfindung wird die Informationsmenge so
aufbereitet, daß für den diagnostizierenden Arzt eine einfache
Zuordenbarkeit der erhaltenen Ergebnisse zu typischen Krank
heitsverläufen oder Krankheitsbildern gegeben ist.
Das vorstehende Verfahren unterscheidet sich dabei grundsätz
lich von bekannten Lösungen, welche auf einer Datenreduzierung
oder dem bekannten Prinzip der Mustererkennung beruhen. Durch
empirisch gefundene und statistisch determinierte Zusammen
hänge wird eine einfache, übersichtliche Klassifikation der
erhaltenen Ergebnisse möglich. Das erfindungsgemäße Verfahren
ermöglicht es weiterhin, ausgehend von einer Grobklassifika
tion im Sinne einer Erweiterung der Diagnose in abgestufter
Form zu einer Feinklassifikation überzugehen. Dem diagnosti
zierenden Arzt wird mit dem erfindungsgemäßen Verfahren die
Möglichkeit gegeben, die vorhandene Informationsmenge selek
tiv, je nach konkreter Lage bzw. dem Zustand des Patienten zu
erhöhen oder zu verringern. Bei Verwendung einer Rechenein
richtung bzw. einer Datenverarbeitungsanlage erfolgt dieses
durch eine menuegestützte Aufbereitung eines hierarchisch auf
gebauten Verzeichnisses von Auswertemodulen.
Dadurch, daß beim erfindungsgemäßen Verfahren die Erfassung
von Verhältniswerten bzw. deren Bestimmung im Vordergrund
steht, kann weitgehend auf eine fehlerbehaftete Bestimmung von
Absolutwerten verzichtet werden. Ebensowenig ist eine Vorrich
tung oder Einrichtung zur Steuerung eines rhythmischen Bewe
gungsablaufes erforderlich. Dies ist insbesondere dann von
Vorteil, wenn der Patient aufgrund von Verletzungen oder ande
ren Ursachen nicht in der Lage ist, ein exakt vorgegebenes,
relativ kompliziertes Bewegungsprogramm auszuführen.
Das erfindungsgemäße Verfahren ermöglicht also einerseits die
Beschreibung des stationären Zustandes des zu untersuchenden
Gefäßsystems auf der Basis der Bestimmung der Mikrozirkulation
und/oder die Ermittlung des dynamischen Verhaltens des zu un
tersuchenden Systems durch Anlegen einer Sprungfunktion und
Auswertung der Sprungübergangsfunktion.
Durch die Anwendung des Doppler-Prinzips in Verbindung mit der
Auswertung der Sprungübergangsfunktion kann des weiteren der
Ort einer möglichen Störung erkannt werden. Grundlegend für
das erfindungsgemäße Verfahren ist das Prinzip der Messung und
Untersuchung des Mikrosystems und die Auswertung von Zeitver
hältnissen bzw. Zeitparametern, um Meßfehler weitgehend zu un
terdrücken.
Claims (21)
1. Verfahren zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von
Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethysmogra
phischer Basis
gekennzeichnet durch
einen dynamischen Systemtest mittels:
- - Beaufschlagen des zu untersuchenden Systems mit mindestens einer Sprungfunktion xe(t);
- - Erfassen der Sprungübergangsfunktion xa(t), welche die Wirkung des zu untersuchenden Systems auf die Sprungfunk tion xe(t) darstellt;
- - Ableiten von normierten Größen bzw. Kennwerten aus der Sprungübergangsfunktion xa(t) durch Darstellung der Systemkennlinie xa über xe und Bestimmung der Streuung ST der erhaltenen Werte;
- - Vergleich der erhaltenen normierten Größen bzw. Kennwerte sowie der Streuung ST dieser Werte mit für das jeweilige Lebensalter vorbestimmten Normalkennlinien und
- - Klassifizierung der Vergleichsergebnisse zur Feststellung von pathophysischen Zuständen.
2. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Sprungfunktion xe(t) für das zu untersuchende System
bzw. periphere Gebiet durch kurzzeitige, einmalige druckmecha
nische Krafteinwirkung oder akustischen Reiz auf das System
realisiert wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß bei zu untersuchenden Gliedmaßen die Sprungfunktion xe(t)
durch einmaliges Heben oder Senken des betreffenden Gliedmaßes
auf der Basis eines veränderten hydrostatischen Druckes er
folgt.
4. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß bei der Darstellung der Systemkennlinie xa über xe sich
ein typischer Arbeitspunkt in Abhängigkeit vom zu untersuchen
den System einstellt, welcher als Vergleichswert herangezogen
wird.
5. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß aus der Bestimmung der Streubreite ST der Herzfrequenz
durch Mikrozirkulationsbeobachtung des zu untersuchenden
Systems bzw. in einem peripheren Gebiet dieses Systems auf die
Funktion des Herzens geschlossen wird.
6. Verfahren nach Anspruch 1 und 5,
dadurch gekennzeichnet,
daß bei verringerter Streubreite ST der Herzfrequenz eine pa
thophysische Veränderung oder ein bevorstehender Herzstill
stand erkannt wird.
7. Verfahren nach Anspruch 1 und 5,
dadurch gekennzeichnet,
daß bei Übergang von einem irregulären Muster der Herzfrequenz
zu einem einfacheren Muster auf eine pathophysische Verände
rung oder einen bevorstehenden Herzstillstand geschlossen
wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7,
dadurch gekennzeichnet,
daß die photoplethysmographisch ermittelte Gesamtfunktion
xges(t) wie folgt beschrieben wird:
xges(t) = xI(t) + xII(t) + xIII(t) + . . . + xN(t)
=xmikro(t)mit
xges(t), xmikro(t): integrale Gesamt-Volumenpulsation des pho toplethysmographisch untersuchten periphe ren Gebietes (Mikrozirkulationsfunktion)
xI(t): Welle I. Ordnung, verbunden mit der Herz frequenz
xII(t): Welle II. Ordnung, verbunden mit der At mung
xIII(t): Welle III. Ordnung, verbunden mit der Blutdruckperiode (ca. 10 s - Rhythmus)
xN(t): Wellen N-ter Ordnung (bis hin zu mehrtägi gen Schwankungen),wobei die Teilfunktionen den Gesetzen des determinierten Chaos unterliegen und einzelne Teilfunktionen aus der Gesamtfunktion ausgefiltert werden.
xges(t), xmikro(t): integrale Gesamt-Volumenpulsation des pho toplethysmographisch untersuchten periphe ren Gebietes (Mikrozirkulationsfunktion)
xI(t): Welle I. Ordnung, verbunden mit der Herz frequenz
xII(t): Welle II. Ordnung, verbunden mit der At mung
xIII(t): Welle III. Ordnung, verbunden mit der Blutdruckperiode (ca. 10 s - Rhythmus)
xN(t): Wellen N-ter Ordnung (bis hin zu mehrtägi gen Schwankungen),wobei die Teilfunktionen den Gesetzen des determinierten Chaos unterliegen und einzelne Teilfunktionen aus der Gesamtfunktion ausgefiltert werden.
9. Verfahren nach Anspruch 8,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Teilfunktion xI(t) aus xges(t) durch einen Bandpaß mit
den Grenzfrequenzen 0,6 Hz< f< 9 Hz bestimmt wird.
10. Verfahren nach Anspruch 8 und 9,
dadurch gekennzeichnet,
daß aus dem Verlauf von xI(t) eine Gipfelamplitude A, eine
Dikrotieamplitude B, eine Gipfelzeit TG, eine Dikrotiezeit TD,
eine arterielle Grundschwingung TAG und eine Pulsperiodenzeit
TI von xI(t) sowie deren Streuung S bestimmt wird, wobei der
jeweilige Arbeitspunkt aus den Verhältnissen TD/TI, TG/TI,
TAG/TI, TAG/TD, TG/TD, S/TI bestimmt wird und ein Amplituden
verhältnis AV aus B/A ermittelt wird und dieser Arbeitspunkt
mit einem vorbestimmten optimalen, vom Lebensalter abhängigen
Arbeitspunkt verglichen und zur Auswertung vorgegebenen Klas
sen zugeordnet wird.
11. Verfahren nach Anspruch 9 und 10,
dadurch gekennzeichnet,
daß sich ein optimales Amplitudenverhältnis AV bei nichtvor
handenen pathophysischen Veränderungen von im wesentlichen
0,618 einstellt.
12. Verfahren nach Anspruch 8,
dadurch gekennzeichnet,
daß aus den Teilfunktionen eine Autokorrelationsfunktion
ϕxges(τ) durch Feststellung der Anteile der Teilfunktionen an
der Gesamtfunktion und der mittleren Perioden gebildet wird
und zur Auswertung der Verlauf der Einhüllenden der Autokorre
lationsfunktion betrachtet und aus diesem ein Mikrozirkula
tionsgradient Mmikro nach der Beziehung:
Mmikro = 1-Min/Maxmit
Max = Maximum der periodischen Funktion ϕxges(τ) und
Min = zugehöriges Minimum,
bestimmt und der erhaltene Wert Mmikro mit typischen Werten für pathophysische Veränderungen verglichen wird.
Max = Maximum der periodischen Funktion ϕxges(τ) und
Min = zugehöriges Minimum,
bestimmt und der erhaltene Wert Mmikro mit typischen Werten für pathophysische Veränderungen verglichen wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12,
dadurch gekennzeichnet,
daß an zwei verschiedenen Meßstellen eines zusammenhängenden
peripheren Gebietes die Funktionen xI(t) und xII(t) bestimmt,
diese Funktionen einer Kreuzkorrelation nach der Beziehung
mit
T = mittlere Laufzeit des Blutes unterzogen, das Maximum τopt = T der Kreuzkorrelationsfunktion bestimmt und die Blutströmungsgeschwindigkeit Vström nach der Beziehung
Vström = a/τopt;
mit a = Abstand der Meßstellen bestimmt wird.
T = mittlere Laufzeit des Blutes unterzogen, das Maximum τopt = T der Kreuzkorrelationsfunktion bestimmt und die Blutströmungsgeschwindigkeit Vström nach der Beziehung
Vström = a/τopt;
mit a = Abstand der Meßstellen bestimmt wird.
14. Verfahren nach Anspruch 1 und 8,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Güte der Vasomotorik durch Aufnahme der Teilfunktion
xI(t) = xa(t) und Bestimmung der Einschwingzeit te aus der
Einhüllenden von xa(t) ermittelt wird, wobei als Einschwing
zeit tE die Zeit definiert ist, nach der die Sprungantwort
innerhalb eines Bereiches von ± 5% von xa(∞) verbleibt.
15. Verfahren nach Anspruch 14,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Einschwingzeit tE aus dem Verlauf der Mikrozirkula
tionsfunktion, d. h. dem Verhältnis zwischen der Zeit tB zwi
schen dem Auslösen einer positiven und einer negativen Sprung
funktion und der Zeit tE mikro, die von der negativen Sprung
funktion bis zur Beendigung des Mikrozirkulations-Einschwing
vorganges vergeht, bestimmt wird.
16. Verfahren zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von
Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethysmogra
phischer Basis,
dadurch gekennzeichnet,
daß vor einem dynamischen Sprungfunktions-Systemtest der sta
tionäre Zustand durch Messung der Mikrozirkulation des Systems
bestimmt wird.
17. Verfahren zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von
Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethysmogra
phischer Basis,
dadurch gekennzeichnet,
daß an das zu untersuchende System eine Sprungfunktion in Form
eines negativen hydrostatischen Druckes zur Entleerung der Ge
fäße des Systems angelegt wird, wobei die Einschwing- oder
Entleerzeit tEL des gesamten Systems bestimmt wird, und wobei
die Entleerzeit tEL ein Maß für den dynamischen Zustand des
Systems ist.
18. Verfahren nach Anspruch 17,
dadurch gekennzeichnet,
daß zusätzlich nachfolgend eine Sprungfunktion in Form eines
positiven hydrostatischen Druckes zur Füllung der Gefäße des
Systems angelegt wird, wobei die Einschwing- oder Auffüllzeit
tEF gemessen wird, wobei aus dem Vergleich zwischen der Ent
leerzeit und der (Wieder)-Auffüllzeit auf den Mikro- und Ma
krozustand des Systems geschlossen wird.
19. Verfahren nach Anspruch 17 und 18,
dadurch gekennzeichnet,
daß zur Bestimmung des Systemzustandes die jeweiligen Sprung
übergangsfunktionen betrachtet werden.
20. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 19.
dadurch gekennzeichnet,
daß zur Bestimmung des Ortes von Störungen im Gefäßsystem die
örtliche Änderung der Strömungsgeschwindigkeit bei Anlegen ei
ner hydrostatischen Druck-Sprungfunktion mittels Ultraschall-
Doppler erfaßt wird.
21. Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes
von Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf
photoplethysmographischer Basis, unter Verwendung eines
lichtaussendenden und lichtempfangenden Sensorkopfes zur
nichtinvasiven optischen Messung der Blutentleerung und
Blutauffüllung der zu untersuchenden Gefäße eines peripheren
Gebietes,
dadurch gekennzeichnet,
daß ein Makrozirkulations-DC-Kanal mit einem Mikrozirkula
tions-AC-Kanal kombiniert ist, wobei Meßwerte im Ergebnis ei
nes einmaligen positiven und/oder negativen Sprunges bezogen
auf das periphere Gebiet bestimmt, aufgezeichnet und der Aus
wertung unterzogen werden.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19924238641 DE4238641C2 (de) | 1992-11-16 | 1992-11-16 | Vorrichtung und Arbeitsverfahren zum Bestimmen und Auswerten des physiologischen Zustandes von Gefäßsystemen |
EP93118494A EP0600298A1 (de) | 1992-11-16 | 1993-11-16 | Arbeitsverfahren zum Betreiben und Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefässsystemen |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19924238641 DE4238641C2 (de) | 1992-11-16 | 1992-11-16 | Vorrichtung und Arbeitsverfahren zum Bestimmen und Auswerten des physiologischen Zustandes von Gefäßsystemen |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4238641A1 true DE4238641A1 (de) | 1994-05-19 |
DE4238641C2 DE4238641C2 (de) | 1994-12-08 |
Family
ID=6472998
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19924238641 Expired - Fee Related DE4238641C2 (de) | 1992-11-16 | 1992-11-16 | Vorrichtung und Arbeitsverfahren zum Bestimmen und Auswerten des physiologischen Zustandes von Gefäßsystemen |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE4238641C2 (de) |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE4322860A1 (de) * | 1993-07-08 | 1995-01-19 | Laumann Medizintech Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen |
EP0913120A1 (de) | 1997-10-30 | 1999-05-06 | Krauss, Manfred, Prof., Dr.-Ing.habil. | Vorrichtung und Verfahren zur nichtinvasiven Messung von Kreislauf-Parametern |
US6064898A (en) * | 1998-09-21 | 2000-05-16 | Essential Medical Devices | Non-invasive blood component analyzer |
FR2824724A1 (fr) * | 2001-05-18 | 2002-11-22 | Henley Trading Internat Inc | Instrument pour la mesure de la pression sanguine capillaire |
WO2003085382A1 (en) * | 2002-04-03 | 2003-10-16 | Honeywell International Inc. | Method of estimating system dynamics by subsystem transfer function testing |
DE102004016376A1 (de) * | 2004-03-17 | 2005-10-06 | Software + Systeme Erfurt Gmbh | Vorrichtung zur nichtinvasiven Ermittlung hämodynamischer Funktionen, einschließlich des Endothels sowie Arbeitsverfahren hierfür |
EP2609854A1 (de) * | 2011-12-31 | 2013-07-03 | Blazek, Claudia R. | Bewegungskorreliertes Verfahren und opto-elektronische Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der dermalvenösen Sauerstoffversorgung peripherer Beingebiete |
CN110710960A (zh) * | 2019-09-12 | 2020-01-21 | 东莞市康助医疗科技有限公司 | 一种动脉血管年龄推算方法及装置 |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10304338A1 (de) * | 2003-02-03 | 2004-08-19 | Soehnle-Waagen Gmbh & Co. Kg | Vorrichtung zur Bestimmung der Lichtreflexion, insbesondere zur Bestimmung der Wiederauffüllzeit der Beinvenen |
Citations (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE1962335A1 (de) * | 1969-12-12 | 1972-03-02 | Bbc Brown Boveri & Cie | Verfahren zur stoerungsfreien Erfassung des peripheren Pulses |
US3908640A (en) * | 1974-11-25 | 1975-09-30 | Robert E Page | Cardiovascular instrument |
DE2402407B2 (de) * | 1973-01-22 | 1979-03-29 | Hitachi Medical Corp., Tokio | Blutströmungsmeßgerät mit Dopplereffekt |
DE3318746C2 (de) * | 1983-05-24 | 1985-08-14 | Vladimir Dr.-Ing. 5100 Aachen Blazek | Einrichtung zur Erfassung und Analyse des Durchblutungszustandes der menschlichen Haut |
EP0063649B1 (de) * | 1981-01-12 | 1985-09-04 | Vladimir Dr.-Ing. Blazek | Messeinrichtung zur nichtinvasiven Feststellung venöser bzw. arterieller Abfluss- und Durchflussstörungen |
US4777960A (en) * | 1986-08-18 | 1988-10-18 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for the assessment of autonomic response by broad-band excitation |
US4930517A (en) * | 1989-04-25 | 1990-06-05 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for physiologic system identification |
-
1992
- 1992-11-16 DE DE19924238641 patent/DE4238641C2/de not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE1962335A1 (de) * | 1969-12-12 | 1972-03-02 | Bbc Brown Boveri & Cie | Verfahren zur stoerungsfreien Erfassung des peripheren Pulses |
DE2402407B2 (de) * | 1973-01-22 | 1979-03-29 | Hitachi Medical Corp., Tokio | Blutströmungsmeßgerät mit Dopplereffekt |
US3908640A (en) * | 1974-11-25 | 1975-09-30 | Robert E Page | Cardiovascular instrument |
EP0063649B1 (de) * | 1981-01-12 | 1985-09-04 | Vladimir Dr.-Ing. Blazek | Messeinrichtung zur nichtinvasiven Feststellung venöser bzw. arterieller Abfluss- und Durchflussstörungen |
DE3318746C2 (de) * | 1983-05-24 | 1985-08-14 | Vladimir Dr.-Ing. 5100 Aachen Blazek | Einrichtung zur Erfassung und Analyse des Durchblutungszustandes der menschlichen Haut |
US4777960A (en) * | 1986-08-18 | 1988-10-18 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for the assessment of autonomic response by broad-band excitation |
US4930517A (en) * | 1989-04-25 | 1990-06-05 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for physiologic system identification |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
SCHREIBER, H.: Die Venenverschluß-Plethysmo- graphie in der Fachpraxis, in: Medizinalmarkt/ ACTA MEDICOTECHNICA, 18.Jahrgang, Nr.3, 1970, S. AM37 bis AM39 * |
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE4322860A1 (de) * | 1993-07-08 | 1995-01-19 | Laumann Medizintech Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen |
EP0913120A1 (de) | 1997-10-30 | 1999-05-06 | Krauss, Manfred, Prof., Dr.-Ing.habil. | Vorrichtung und Verfahren zur nichtinvasiven Messung von Kreislauf-Parametern |
US6064898A (en) * | 1998-09-21 | 2000-05-16 | Essential Medical Devices | Non-invasive blood component analyzer |
US6615064B1 (en) | 1998-09-21 | 2003-09-02 | Essential Medical Devices, Inc. | Non-invasive blood component analyzer |
FR2824724A1 (fr) * | 2001-05-18 | 2002-11-22 | Henley Trading Internat Inc | Instrument pour la mesure de la pression sanguine capillaire |
WO2002094094A1 (fr) | 2001-05-18 | 2002-11-28 | Henley Trading International, Inc. | Instrument pour la mesure de la pression sanguine capillaire |
WO2003085382A1 (en) * | 2002-04-03 | 2003-10-16 | Honeywell International Inc. | Method of estimating system dynamics by subsystem transfer function testing |
US6804615B2 (en) | 2002-04-03 | 2004-10-12 | Honeywell International Inc. | Method of estimating system dynamics by subsystem transfer function testing |
DE102004016376A1 (de) * | 2004-03-17 | 2005-10-06 | Software + Systeme Erfurt Gmbh | Vorrichtung zur nichtinvasiven Ermittlung hämodynamischer Funktionen, einschließlich des Endothels sowie Arbeitsverfahren hierfür |
EP2609854A1 (de) * | 2011-12-31 | 2013-07-03 | Blazek, Claudia R. | Bewegungskorreliertes Verfahren und opto-elektronische Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der dermalvenösen Sauerstoffversorgung peripherer Beingebiete |
CN110710960A (zh) * | 2019-09-12 | 2020-01-21 | 东莞市康助医疗科技有限公司 | 一种动脉血管年龄推算方法及装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4238641C2 (de) | 1994-12-08 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE602004010939T2 (de) | Methode und Vorrichtung zur menschlichen Stressevaluierung durch Photoplethysmographie | |
DE69934888T2 (de) | Nichtinvasive optische messung eines blutbestandteiles | |
DE69829621T2 (de) | Verfahren und Gerät zur Unterdrückung von Artefakten in physiologischen Signalen | |
EP1860999B1 (de) | Mobiles diagnosegerät | |
DE69928569T2 (de) | Rechner zur erkennung von plethysmographischen pulsen | |
DE60315596T2 (de) | Venöse pulsoximetrie | |
DE60034426T2 (de) | Oximeter mit pulsanzeige | |
DE69430791T2 (de) | Lichtsensor mit mehreren Lichtquellen | |
DE19537646C2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Erkennen verfälschter Meßwerte in der Pulsoximetrie zur Messung der Sauerstoffsättigung | |
DE69904689T2 (de) | Gerät zur nichtinvasiven und kontinuierlichen Messung des Blutdruckes | |
DE69821759T2 (de) | System zur identifizierung und korrektur anormaler oszillometrischer pulswellen | |
DE102005057757A1 (de) | Integrale Vorrichtung zur Bestimmung physiologischer Signale | |
DE10209027A1 (de) | Blutstromvolumenmessverfahren und Vitalfunktionsüberwachungsvorrichtung | |
DE102006054556A1 (de) | Vorrichtung und Verfahren zum nicht-invasiven, optischen Erfassen von chemischen und physikalischen Blutwerten und Körperinhaltsstoffen | |
WO2008116838A2 (de) | Verfahren zum ermitteln mikrovaskulärer schädigungen | |
WO2004080295A1 (de) | Blutoptode | |
DE69202558T2 (de) | Verfahren zum Messen von Artefakten in einem Blutdruckmessystem. | |
EP0505918B1 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Ermittlung des Herzzeitvolumens | |
DE102010061580A1 (de) | Verwendung des Frequenzspektrums eines Artefaktes in der Oszillometrie | |
DE4238641C2 (de) | Vorrichtung und Arbeitsverfahren zum Bestimmen und Auswerten des physiologischen Zustandes von Gefäßsystemen | |
EP1673009B1 (de) | Blutdruck-messverfahren und blutdruckmessgerät | |
DE60307448T2 (de) | Vorrichtung und verfahren zur messung der vaskulären impedanz | |
EP3316768B1 (de) | Vorrichtung und verfahren zur überwachung und messung des autoregulationsmechanismus des blutdrucks bei einem lebewesen | |
EP2166933A1 (de) | Verfahren zum ermitteln einer quasikontinuierlichen blutdruckänderung in einer pulsatilen blutbahn | |
EP3592216B1 (de) | Verfahren zum betreiben einer blutdruckmessvorrichtung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8327 | Change in the person/name/address of the patent owner |
Owner name: KRAUSS, MANFRED, PROF. DR., 09126 CHEMNITZ, DE WAL |
|
8381 | Inventor (new situation) |
Free format text: KRAUSS, MANFRED, PROF. DR., 09126 CHEMNITZ, DE WALDMANN, JUERGEN, PROF. DR., 10117 BERLIN, DE BILZ,DIETRICH, DR., 10319 BERLIN, DE |
|
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |