DE4322860A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen ge­ mäß dem Oberbegriff der Patentansprüche 1 bzw. 30.

Es ist bekannt, daß die Blutfülle der Mikrogefäße bestimmten rhythmischen Schwankungen unterliegt. In den letzten Jahren erfolgten umfangreiche Bemühungen, 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 nach erfolgter Gefäßentleerung auf der Basis der Auswer­ tung von reflektiertem Licht auf eine Füllungszunahme in den cutanen Mikrogefäßen geschlossen 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 Meßkopfausgerüstet 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 an der Hautoberfläche liegen. Die Strahlungsquelle emittiert Strahlungen mit einer Wellenlänge im nahen IR-Bereich des Spektrums. Mit einer elek­ tronischen Auswerteschaltung erfolgt ein selektives Erfassen und Aufzeichnen des zeitlichen Verlaufes des reflektierten bzw. zurückgestreuten Strahlungsanteils bei gleichzeitiger Un­ terdrückung der Volumenpulsationen. Die oben erwähnte Meßein­ richtung 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, das 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 Ausgangssignal frequenzanalysiert und zu­ sätzlich zur Bestimmung des Amplitudenverlaufes der Kreislauf­ rhythmik auch die Frequenzzusammensetzung selbiger ermittelt. In ausgewählten Frequenzbereichen erfolgt eine Fourier-Trans­ formation des Ausgangssignales der Meßeinrichtung. Als Bewertungsparameter wird die Auffüllzeit der Blutgefäße t₀, die Abfallzeit t_a von einem Meßwert 90% auf einen Meßwert 10%, und die Halbwertzeit t_h, 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 t_a, die be­ reits erwähnte Halbwertzeit und weitere Parameter berechnet. Danach erfolgt anhand der Amplitudenwerte der gespeicherten 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 zugrundegelegten Auswerteparameter sind für eine ge­ sicherte Diagnose nicht ausreichend.

Die Aufgabe der Erfindung besteht daher darin, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustan­ des von Makro- und Mikrogefäßsystemen auf der Basis einer qua­ litativ neuen Photoplethysmographie anzugeben, wobei der kli­ nische Informationsgehalt der erfaßten Biosignale wesentlich erhöht und eine umfassende relevante Zuordnung von statistisch gesicherten Merkmalsänderungen zu entsprechenden pathophysi­ schen und klinischen Zuständen möglich werden.

Die Lösung der erfindungsgemäßen Aufgabenstellung erfolgt mit den Merkmalen der Patentansprüche 1, 16, 20, 22, 29 und 31, wobei die Unteransprüche zweckmäßige Ausgestaltungen und Wei­ terbildungen der Erfindung zeigen.

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 x_e(t), wobei diese zum Bei­ spiel eine Sprung- oder Deltafunktion sein kann, beaufschlagt wird. Als Ergebnis oder Wirkung x_a(t) erhält man am Systemaus­ gang eine typische Sprung- bzw. Stoßübergangsfunktion. Diese Funktion charakterisiert das dynamische Systemverhalten. Zweckmäßigerweise werden hierbei im allgemeinen dimensionslose bzw. normierte Größen angestrebt. Das dynamische Verhalten der Sprungantwort bzw. Ausgangsgröße x_a(t) läßt sich durch Kenn­ werte, die man aus dem Funktionsverlauf von x_a(t) ableiten kann, beschreiben. Typisch ist zum Beispiel die Einschwingzeit t_E. 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 zu einer Entleerung bzw. Füllen des Gefäßsystems führen.

Erfindungsgemäß wird eine Sprungfunktion durch plötzliche, einmalige Einwirkung, zum Beispiel des plötzlichen Hebens ei­ ner Hand oder eines Beines, eines akustischen Signals oder in Form einer druckmechanischen Belastung, ausgelöst. Die Aus­ gangsgröße des Systems, d. h. des zu untersuchenden peripheren Gebietes, zum Beispiel einer Großzehe, stellt sich dann ent­ sprechend dem jeweiligen konkreten Zustand 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 x_a über x_e ergibt.

Hierbei existieren normale bzw. optimale Werte. Von diesen normalen bzw. optimalen Werten wird im Krankheitsfalle abge­ wichen. Durch einen einfachen Vergleich der normalen 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 im stationären Zustand des zu untersuchenden Systems über eine bestimmte Meßzeit die Mikro­ zirkulation ermittelt.

Bereits hieraus läßt sich erfindungsgemäß schlußfolgen, daß zum Beispiel aus der Analyse der Streubreite der Herzfrequenz erkannt werden kann, ob ein Nichtnormalzustand 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 in einem periphären Ge­ biet (Geweberegion) ist es daher möglich, durch einfache Über­ wachung der Kontinuität oder Diskontinuität der Herztätigkeit bzw. der Herzfrequenz eine Herzerkrankung 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:

x_ges(t) = x_I(t) + x_II(t) + x_III(t) + . . . + x_N(t) =x_mikro(t)

Dabei bedeuten:

x_ges(t), x_mikro(t):
integrale Gesamt-Volumenpulsation des pho­ toplethysmographisch untersuchten periphe­ ren Gebietes (Mikrozirkulationsfunktion),
x_I(t):
Welle I. Ordnung, verbunden mit der Herz­ frequenz als Trägerfrequenz der Mikrozir­ kulation,
x_II(t):
Welle II. Ordnung, verbunden mit der At­ mung,
x_III(t):
Welle III. Ordnung, verbunden mit der Blutdruckperiode (ca. 10 s - Rhythmus),
x_N(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 x_ges(t) im Zeitbereich aus.

Das bereits erwähnte Maß x_I(t) für die Wellen I. Ordnung ent­ hält die "Trägerfrequenz" der Mikrozirkulationsfunktion, die Herzfrequenz (Herzperiodendauer T_I). Um einen solchen Arbeits­ punkt T_I wird ausgesteuert, wobei die Streuung S_T auftritt. Ein einfacheres Herzrhythmusmuster bedeutet, daß die Streuung S_T immer mehr abnimmt und der Arbeitspunkt sich außerhalb des optimalen Bereiches befindet. Im Sinne des erfindungsgemäßen Verfahrens sind daher der Arbeitspunkt und die Streuung für den sogenannten Normalfall in Abhängigkeit vom jeweiligen Lebensalter sowie das mögliche Optimum zu ermitteln und für die weitere Auswertung als Vergleichswerte oder in Form einer Normalkennlinie abzuspeichern.

In einer Ausführungsform der Erfindung läßt sich die Funktion X_I(t) aus x_ges(t) durch einen Bandpaß mit einer Grenzfrequenz 0,6 Hz < f < 9 Hz ausblenden, trennen und darstellen.

Das Maß für die Wellen höherer Ordnung läßt sich mit x_bio(t) zusammenfassen. Diese Wellen höherer Ordnung, die langwellig sind, lassen sich ebenfalls aus x_ges(t) durch einen Tiefpaß bzw. Bandpaß mit ei­ ner oberen Grenzfrequenz f_g von ungefähr 0,5 . . . 0,6 Hz aus­ filtern.

Aus dem konkreten Verlauf x_I(t) sind nun eine Vielzahl von Pa­ rametern, einschließlich der erwähnten Streuungen S, ermittel­ bar. So wird eine Gipfelamplitude A, eine Dikrotieamplitude B, eine Gipfelzeit T_G, eine Dikrotiezeit T_D, eine arterielle Grund­ schwingung T_AG und eine Pulsperiodenzeit (Herzperiodendauer) T_I von x_I(t) ermittelt.

Erfindungsgemäß wurde erkannt, daß ein optimaler Arbeitspunkt für den gesunden Menschen bei folgenden Verhältnissen vor­ liegt:

T_D/T_I = 0,5
T_G/T_I = 0,191
T_AG/T_I = 0,309 sowie
T_AG/T_D = 0,618
T_G/T_D = 0,382.

Das ideale Amplitudenverhältnis AV im Arbeitspunkt ergibt sich nach der Beziehung:

AV_ideal= 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.

Da Amplitudenwerte der photoplethysmographisch ermittelten Mi­ krozirkulation von verschiedenen Faktoren abhängig sind, wird erfindungsgemäß die Gleichwertigkeit der Zeitkennwerte bei der Volumenpulsation erkannt. Damit wird eine qualitativ und quan­ titativ neue Photoplethsymographie, eine zeitdiskrete Photo­ plethsymographie, geschaffen und der klinische Informationsge­ halt beträchtlich erhöht, da die Zeitkennwerte T_I, T_D, T_G, T_AG weitgehend unabhängig von Andruck sind und eine Eichung ent­ fällt. Aus Gründen der Vergleichbarkeit wird auf eine Normie­ rung (z. B. auf Herzperiodendauer T_I) orientiert.

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.

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 fehlerkorrigierendes 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 (Kennwerte) als richtiges Codewort erkannt und damit eine Fehlerkorrektur ermöglicht werden kann.

In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wird erkannt, daß sich das komplexe System des Blutkreislaufs im Sinne eines Modells auf den Grundstromkreis der Elektrotechnik zurückfüh­ ren läßt und somit das Zusammenwirken des Herzens mit dem ge­ samten Blutkreislaufsystem einschließlich Peripherie durch eine Spannungsquelle E, einem zugehörigen Innenwiderstand R_i und einen Verbraucher (Belastungswiderstand) R_a modellierbar ist. Dabei wird das Maximum der vom Herzen in die Peripherie (Funktionseinheit Mikrozirkulation) übertragenen Leistung dann erreicht, wenn der Innenwiderstand R_i und der Belastungswider­ stand R_a gleich groß sind, d. h.

R_i = R_a ist.

Dieses Optimum wird als Anpassung bezeichnet. Ist R_i<R_a, liegt eine Unteranpassung, bei R_i<R_a eine Überanpassung vor, so daß eine entsprechend geringere Leistung übertragen wird. Aus diesem Modell werden erfindungsgemäß als Innenwiderstand R_i der "relative periphere Widerstand" RPW₁ eingeführt, der näherungsweise das Verhältnis von systolischem zu diastoli­ schem Blutdruck P_S und P_D darstellt:

≈P_S/P_D.

Es wurde erfindungsgemäß des weiteren erkannt, daß dieser di­ mensionslose Widerstand einen optimalen Wert (Norm-Wert) be­ sitzt

= _opt= 1,618

und als Kennlinie darstellbar ist, die ausgesteuert wird, so daß Aussteuerungsgrenzen angebbar sind (z. B. Normotonie, Grenzwerthypertonie). Da die Blutdruckamplitude ΔP die Diffe­ renz zwischen systolischem und diastolischem Blutdruck dar­ stellt, läßt sich erfindungsgemäß aufgrund der Gültigkeit des Prinzips der Selbstähnlichkeit im Mikro- und Makrobereich und Anwendung der Strahlensätze setzen:

ΔP/P_D = T_B/T_A,

wobei T_B die systolische Gipfelzeit im Blutdruckverlauf, T_A die Abfallzeit zwischen dem systolischen Gipfel und der dikro­ ten Einkerbung (Inzisur) darstellen. Somit können erfindungs­ gemäß im Echtzeitverfahren für jede Herzperiode durch Messung der Zeitkennwerte T_B, T_A z. B. mittels Ultraschalldopplerver­ fahren die relativen Blutdruckwerte sowie der relative peri­ phere Widerstand ermittelt werden. stellt dabei den integralen Mittelwert dar. Es gilt folglich für die n-te Herz­ periode der Zusammenhang:

RPW₁(n) = 1 + T_B(n)/T_A(n) P_S(n)/P_D(n),

woraus sich der Mittelwert ergibt:

Erfindungsgemäß wurde aus dem zugrundeliegenden Modell er­ kannt, daß als ein "relativer peripherer Widerstand" RPW₂ aus jedem Volumenpuls n abgeleitet werden kann:

RPW₂(n) = 1 + T_G(n)/T_AG(n) = T_D(n)/T_AG(n),

wenn T_G die Gipfelzeit, T_D die Dikrotiezeit und T_AG die arte­ rielle Grundschwingung einer Volumenpulsperiode darstellen. Als Mittelwert gilt analog zu

Überraschenderweise erhält man als Optimum bzw. Norm-Wert ana­ log zu RPW₁

= _opt = 1,618.

Erfindungsgemäß wird nun erkannt, daß der im Blutkreislauf (Grundstromkreis) sich einstellende relative mittlere (Blut-) Stromfluß nach der allgemeinen Beziehung

I_rel = 3,236 / +

verläuft, wobei I_{rel opt} = 1 mit = = 1,618 beträgt. Es wurde des weiteren erkannt, daß im Sinne des zugrundege­ legten Modells das Zusammenwirken des Herzens mit der Periphe­ rie über das Blutkreislaufsystem durch einen Algorithmus be­ schreibbar ist, wobei sich im optimalen Fall

≈ ≈ = 1,618

einstellt. Dann gilt R_i = R_a.

Als Sollwert für die Herzperiodendauer T_H wurde erfindungs­ gemäß dabei der Zusammenhang erkannt, daß

T_{H SOLL} [ms]≈508 [1 + 1/]≈ 508 [1 + P_D/P_S] ist,

wobei die Differenz [T_{H IST} - T_{H SOLL}] unter Beachtung der Aussteuerungsschranken für P_S und P_D für eine einzuleitende Therapie (Veränderung des Herzminutenvolumens als Produkt von Schlagvolumen und Herzfrequenz) zugrunde zu legen ist.

In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung beruht das Verfahren zur Auswertung von Mikro- und Makrozirkulationsvor­ gängen in Blutgefäßen auf einer Darstellung der aus x_ges(t) abgeleiteten verallgemeinerten Mittelwertfunktion: der Auto­ korrelationsfunktion ψ_xges(τ). Zusätzlich wird ein sogenannter Mikrozirkulationsgradient M_mikro und eine Kreuzkorrelations­ funktion ψ_xy(τ) für zwei Mikrozirkulationssignale eingeführt.

Es wird zunächst analysiert, wie in x_ges(t) die Wellen ver­ schiedener Ordnung x_I(t), x_II(t), x_III(t) anteilig im stati­ stischen Mittel enthalten sind und welche mittleren Perioden auftreten. Hieraus wird erfindungsgemäß jeweils eine Autokorrelations­ funktion (AKF) (für die Teilfunktionen x_I(t), x_II(t), x_III(t)) gebildet unter der Annahme, daß die Wellen N-ter Ordnung sta­ tistisch voneinander unabhängig sind. Es ergibt sich hieraus die Beziehung:

ψ_xges(τ) = ψ_xI(τ) + ψ_xII(τ) + ψ_xIII(τ),

wobei ψ_xges(τ) die Autokorrelationsfunktion der integralen Ge­ samtvolumenpulsation darstellt. Allgemein liegt erfindungsge­ mäß die mittlere Periode von ψ_xI(τ) im Bereich 0,7 . . . 1,3 s, die von ψ_xII(τ) im Intervall 3 . . . 5 s, und von ψ_xIII(τ) im Bereich von ca. 10 . . . 15 s.

Bei zeitlich entsprechend langen Meßsignalen für x_ges(t) kann von einem stationären stochastischen Signal ausgegangen wer­ den. Bei einer Signalwiederholung wird sich daher eine glei­ che, typische Autokorrelationsfunktion ψ_xges(τ) ergeben.

Ebenso läßt sich darstellen:

c_xges(τ) = ψ_xI(τ)+ψ_xbio(τ)

mit ψ_xbio(τ) als Autokorrelationsfunktion der Bio-Periodik.

Zur Auswertung wird nunmehr in einfacher Weise die Einhüllende von ψ_xges(τ) betrachtet, welche bei Vorhandensein von x_II(t) und x_III(t) außer in den Maxima und Minima keine Waagerechte bildet, sondern eine entsprechende tangentiale Neigung auf­ weist. Tritt eine Waagerechte als Tangente auf, ist der Anteil von x_bio(t) erfindungsgemäß im statistischen Mittel Null. Erfindungsgemäß wird nunmehr der Mikrozirkulationsgradient M_mikro, welcher aus der Autokorrelationsfunktion ψ_xges(τ) ab­ geleitet ist, definiert und zur Auswertung herangezogen.

M_mikro ergibt sich dabei wie folgt:

M_mikro = 1-Min/Max mit
Max = Maximum der (nahezu) periodischen Funktion ψ_xges(τ) und
Min = zugehöriges Minimum.

Hieraus folgt, daß bei fehlender Zeitfunktion x_bio(t) die Teil-AKF ψ_xbio(τ) = 0 und somit auch M_mikro = 0 ist. Die konkreten Werte im betrachteten bzw. zu untersuchenden Sy­ stem M_mikro können in einfacher Weise ermittelt und mit sta­ tistisch gesicherten, beispielsweise in einer Tabelle gespei­ cherten Werten bestimmter Krankheits- oder Normalzustände ver­ glichen 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 oder Zehe, jedoch an den verschiedenen Meßstellen 1 und 2 ermittelt, und wird das Maxi­ mum bei τ = 0 erhalten, so sind die integralen Volumenpulsa­ tionen gleich.

Aus der Bestimmung der zeitlichen Lage τ_opt des Maximums von ψ_x1x2(τ) läßt sich die mittlere Blutströmungsgeschwindigkeit zwischen zwei Meßstellen in einfacher Weise ableiten.

Wie bereits eingangs erwähnt, werden erfindungsgemäß zur Er­ mittlung und Beurteilung des dynamischen Verhaltens des zu untersuchenden Gefäßgebietes definierte Eingangsfunktionen angelegt. Dies kann zum Beispiel durch eine sprung- oder stoß­ förmig 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 Mikrozirkulations- Gebietes, d. h. der integralen Volumenpulsation der Mikrozirku­ lation.

Als Eingangsfunktion ist ein positiver oder aber auch ein ne­ gativer hydrostatischer Sprung denkbar. Die erhaltene Sprung­ antwort läßt sich nunmehr in einfacher Weise zur Auswertung heranziehen, indem z. B. nach der Größe der Einschwingzeit t_E eine Klassifizierung durchgeführt wird. Damit wird auch bei dieser dynamischen Systemdiagnostik die zeitdiskrete Photo­ plethsymographie zugrunde gelegt.

Durch das Auslösen eines negativen und positiven hydrostati­ schen Drucksprungs entfällt das ansonsten erforderliche be­ kannte, komplizierte Bewegungsprogramm für Probanden bzw. Patienten. Es wird jedoch das Entleeren und daraus eine "Einschwing"- oder "Entleerzeit" t_EL des Mikro- und verbun­ denen Makrogefäßsystems gemessen sowie als Folge des positiven hydrostatischen Drucksprunges das Wiederauffüllen mit der "Einschwing"- oder "Auffüllzeit t_EF bestimmt. Es wurde er­ kannt, daß im Normalfall der Zusammenhang zwischen Entleeren und Füllen gilt

t_EF≈ 1,6 t_EL,

bei Venenklappen-Insuffizienz jedoch die Einschwingzeiten gleich groß sind.

Mit einer weiteren Ausführungsform der Erfindung kann die Va­ somotorik bestimmt werden.

Die Güte der Vasomotorik wird z. B. durch Auslösen eines aku­ tischen Reizes (Stoß) als Eingangsgröße beurteilt. Die erhal­ tene Antwort x_a(t) stellt sich als Stoßübergangsfunktion ein. Die Güte der Vasomotorik wird dann in einfacher Weise daraus ermittelt, indem die Einschwingzeit t_E aus der Einhüllenden von x_a(t) bestimmt wird. Bei fehlender Vasomotorik erhält man t_E= 0. Als Einschwingzeit t_E wird die Zeit verstanden, nach der die Antwort auf die Eingangs-Stoßfunktion innerhalb des Bereiches von ± 5% von x_a(∞) verbleibt.

Durch eine Auswertung von Zeitkennwerten der Volumenpulsation wird der klinische Informationsgehalt beträchtlich erhöht. In diesem Sinne wurde erfindungsgemäß ein Vasomotorikgradient M_{vaso 1} eingeführt. Als andere mögliche Kenngröße läßt sich aus den Amplitudenver­ hältnissen der Vasomotorikgradient M_{vaso 2} einführen. In einfacher Weise ist eine Klassifizierung von M_vaso in verschiedene Vasomotorik-Stufen möglich.

Die Erfindung soll nun anhand mehrerer Ausführungsbeispiele und von Figuren näher erläutert werden.

Hierbei zeigen:

Fig. 1 den typischen Verlauf eines photoplethysmographisch ermittelten Mikrozirkulationssignals, bestehend aus den Komponenten x_I(t), X_{II, III}(t),

Fig. 2 einen Zeitausschnitt einer ermittelten Volumenpulsa­ tion mit charakteristischen Parametern,

Fig. 3a-c in Abhängigkeit vom Lebensalter die qualitativen Normalwerte von normierten Parametern der Volumen­ pulsation sowie die Verhältnisse im Optimalfall OPT,

Fig. 4 den Mikrogefäßzustand als Darstellung der normierten Gipfelzeiten in Abhängigkeit von der normierten Di­ krotiezeit und der zugehörigen Klassifizierung sowie den Übergangsbereich UE,

Fig. 5 den Blutkreislauf als Grundstromkreis mit Spannungs­ quelle E (Herz), Innenwiderstand R_i und Verbraucher R_a (Funktionseinheit Mikrozirkulation),

Fig. 6 normale und nichtnormale Formen des zentralen Pulses mit den Zeitkennwerten T_A, T_B
A . . . normal
B, C, D . . . nichtnormal,

Fig. 7 die Abhängigkeit zwischen systolischem Blutdruck P_S und P_D mit verschiedenen Werten des relativen peri­ pheren Widerstandes RPW₁ als Parameter, Ruheblut­ druckwerten nach E. Stein und Aussteuerungsgrenzen,

Fig. 8 eine mit einem Ultraschalldoppler aufgenommene Fließgeschwindigkeit in einer Armarterie einschließ­ lich der charakteristischen Zeitparameter,

Fig. 9 den ermittelten relativen peripheren Widerstand RPW₂, Dikrotiezeit T_D und arterielle Grundschwingung T_AG einschließlich Streubereich bei Zeitparametern in Abhängigkeit des Lebensalters,

Fig. 10 den ermittelten peripheren Widerstand RPW₂, Herzpe­ riodendauer T_H = T_I, Dikrotiezeit T_D und arterielle Grundschwingung T_AG je Volumenpuls einer aufgenomme­ nen Mikrozirkulationsfunktion für drei charakteri­ stische Probanden,

Fig. 11 die normierte Verbraucherleistung Pa* in Abhängig­ keit der relativen peripheren Widerstände (PA . . . Verbraucherleistung, P_K . . . Leistungsabgabe des Ge­ nerators bei Kurzschluß),

Fig. 12a bis d Normalbereiche in Abhängigkeit vom Lebensalter für den Ruheblutdruck (Fig. 12a), daraus abgeleitet RPW₁ (Fig. 12b), für RPW₂ (Fig. 12c) und für den relati­ ven mittleren (Blut-) Stromfluß I_rel (Fig. 12d). A, B, D = Meßwerte für Probanden nach Fig. 10.

Fig. 13a und b eine ermittelte Autokorrelationsfunktion ψ_xmikro(τ) mit (a) entsprechenden abgeleiteten Kenngrößen und (b) mit stark ausgeprägter Atmungskomponente,

Fig. 14 eine prinzipielle Darstellung zur Ermittlung der mittleren Blutströmungsgeschwindigkeit,

Fig. 15 die Definition der Einschwingzeit t_E,

Fig. 16 die Messung der Einschwingzeit zur Beurteilung der Vasomotorik bei einer durch akustische Sympathikus­ stimulation hervorgerufenen Änderung der Mikrozirku­ lation (Anzahl der durch die Vasomotorik erfaßten Volumenpulsationen: n = 16; Diagnose: Klasse I/gesund),

Fig. 17 prinzipielle Darstellungen zur Ermittlung des Vasomotorikgradienten,

Fig. 18 einen Systemtest mit negativem und positivem hydro­ statischem Drucksprung,

Fig. 19 eine hämodynamische Gradeinteilung für das Entleeren und Füllen der Mikro- und Makrogefäße bei einem Sy­ stemtest nach Fig. 18,

Fig. 20 eine Darstellung der Systemeingangsgröße hydrostati­ scher Drucksprung,

Fig. 21 praktische Ergebnisse eines Systemtestes "venöses Entleeren und Füllen",

Fig. 22 ein Vasolineal,

Fig. 23 simultan aufgenommene Mikrozirkulationsfunktionen bei einem Diabetiker im fortgeschrittenen Zustand
a) am rechten Zeigefinger,
b) an der rechten Großzehe,

Fig. 24 aus den Verläufen nach Fig. 23 ermittelte Autokorre­ lationsfunktionen
a) für rechten Zeigefinger,
b) für rechte Großzehe,

Fig. 25 Darstellung der Funktionseinheit Mikrozirkulation,

Fig. 26a und b den Verlauf des arteriellen Zuflusses, die gespei­ cherte Mengenveränderung pro Zeiteinheit sowie den venösen Abfluß bei der Funktionseinheit Mikrozirku­ lation, falls eingangsseitig ein negativer und po­ sitiver hydrostatischer Drucksprung angelegt wird,
a) den qualitativen Verlauf mit entsprechenden Kenn­ größen (Pulsationen in der Mikrozirkulation sind nicht dargestellt), insbesondere mit den Gleichge­ wichtspunkten GP 0, 1, 2 sowie t_{EL venös},
b) den bei einem Probanden gemessenen quantitativen Verlauf mit einem Multiplex-Rot/NIR-Dopplersensor,

Fig. 27 den prinzipiellen Aufbau eines dynamischen Ultra­ schall-Dopplers;

Fig. 28a und b eine mit einem dynamischen Ultraschall-Doppler auf­ genommene venöse (a) und arterielle (b) Sprungüber­ gangsfunktion,

Fig. 29 ein Blockschaltbild einer Realisierungsform der Vor­ richtung zur Gefäßzustandsbestimmung.

Mit Hilfe der Fig. 1 und 2 soll in einem Ausführungsbeispiel illustriert werden, wie das erfindungsgemäße Verfahren eine Auswertung der stationären, stochastischen Funktion x_ges(t) im Zeitbereich ermöglicht.

Die Fig. 2 zeigt einen Zeitausschnitt einer ermittelten Volu­ menpulsation nebst zugehörenden Parametern. Hierbei bedeuten:

A Gipfelamplitude
B Dikrotieamplitude
T_G Gipfelzeit
T_D Dikrotiezeit
T_AG arterielle Grundschwingung und
T_I =T_H Pulsperiodenzeit von x_I(t) (Herzperiodendauer).

Alle Parameter besitzen im Sinne der Chaostheorie eine Streu­ ung S, z. B. S_TI als Streuung von T_I.

Aus der Fig. 2 geht hervor, daß die entsprechenden Informatio­ nen sowohl in der Amplitude als auch in der Zeit enthalten sind.

Die Amplituden des photoplethysmographisch ermittelten Signals haben den Nachteil, daß sie andruckabhängig sind, z. T. von multiplen von außen wenig zu beeinflussenden Faktoren bestimmt werden und kaum eichbar sind. Mit der gleichwertigen Auswer­ tung von Zeitkennwerten wird ein ähnlicher Qualitätssprung wie in der Nachrichtentechnik beim Übergang von der Amplituden- zur Frequenzmodulation erreicht. Um die Ergebnisse verallge­ meinern zu können, wird ebenfalls auf relative (bezogene bzw. normierte) Größen orientiert. Zentrale Parameter einer Normie­ rung sind die Herzperiodendauer T_I = T_H sowie für die Ermitt­ lung des relativen peripheren Widerstandes RPW₂ die arterielle Grundschwingung T_AG.

Aus der Analyse einer großen Anzahl von Meßsignalen und der prinzipiellen Darstellung des Verlaufes nach Fig. 2 werden in überraschender Weise als optimale Verhältnisse gefunden T_D/T_I = 0,5, T_G/T_I = 0,191 T_AG/T_I = 0,309; jedoch ebenso B/A = 0,618 Diese Werte stellen ideale Arbeitspunkte dar.

Als allgemeine Grundbeziehung läßt sich des weiteren angeben T_D = T_G + T_AG.

Mit den Fig. 3a bis 3c werden in Abhängigkeit vom Lebens­ alter die Normalwerte von normierten Parametern T_D/T_I, T_G/T_I, S_TI/T_I sowie die Verhältnisse im Optimalfall OPT illustriert. Es ist anzumerken, daß es sich bei den Darstellungen um nor­ mierte Werte handelt. Mit dem Verhältnis T_D/T_I wird die nor­ mierte Dikrotiezeit bezeichnet, mit dem Verhältnis T_G/T_I die normierte Gipfelzeit und mit dem Verhältnis S_TI/T_I 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. 3a und 3b 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 (im vorliegenden Fall mikroangio­ organische Gefäßveränderungen bei Probanden mit Diabetes mel­ litus) untersucht. Es wird hierfür ein allgemeiner "Mikro­ gefäßzustand" für die Abhängigkeit der (normierten) Gipfelzeit T_G/T_I von der (normierten) Diskrotiezeit T_D/T_I definiert, wie Fig. 4 illustriert. Den erhaltenen Meßwerten werden die Klassen zugeordnet

• - Klasse 1 (Normalwerte),
• - Klasse 2 (Nichtnormalwerte, z. B. mikroangioorganische Gefäß­ veränderungen bei diabetischer Angiopathie).

Wenn Meßwerte im gekennzeichneten Übergangsbereich UE bestimmt werden, sollte eine Messung im Sinne der Erhöhung der Meß­ genauigkeit wiederholt werden. Selbstverständlich ist die Bil­ dung weiterer Unterklassen möglich.

Wie aus den Fig. 3a und 3b hervorgeht, verhalten sich die nor­ mierten Zeitverhältnisse T_D/T_I und T_G/T_I in Abhängigkeit vom Lebensalter gerade umgekehrt. Um diesen Alterseinfluß bei Be­ wertungskriterien nahezu auszugleichen, wird in einem Ausfüh­ rungsbeispiel der Erfindung nach Fig. 4 ein "integraler Mikro­ gefäßzustand" MG durch Addition der normierten Parameter ein­ geführt, so daß ein (dimensionsloser) Wert entsprechender Größe erhalten wird:

MG = T_G/T_I + T_D/T_I.

Mit den empirisch gefundenen Optima für T_G/T_I und T_D/T_I erhält man als optimalen Wert

M_{G opt} = 0,691,

während bei pathologischen Fällen (z. B. bei mikroangioorgani­ schen Gefäßveränderungen) Werte von M_G≈1 auftreten. Folglich ist auch hier eine Klassifizierung in Normalwerte (Klasse 1) und Nichtnormalwerte (Klasse 2) bei Auftreten eines Übergangs­ bereiches UE in einfacher Weise möglich.

Mit einem weiteren komplexen Ausführungsbeispiel der Erfindung nach Fig. 5 soll gezeigt werden, daß sich der Blutkreislauf als Modell darstellen läßt, bei welchem eine Analogie zum elektrotechnischen Grundstromkreis im Sinne des Zusammenwir­ kens zwischen Spannungsquelle (Herz) und Peripherie R_a (Widerstandgefäße der Funktionseinheit Mikrozirkulation, wie Fig. 25 zeigt) über den Blutkreislauf betrachtet wird.

Aus Fig. 6 geht hervor, daß aus dem zentralen Puls neben der Amplitude die gleichwertigen charakteristischen Zeitkennwerte der systolischen Gipfelzeit T_B sowie der Abfallzeit T_A zwischen systolischem Gipfel und dikroter Einkerbung ableitbar sind, die ein Maß für den systolischen und diastolischen Blut­ druck P_S, P_D darstellen. Damit läßt sich erfindungsgemäß der relative periphere Widerstand RPW₁ als Ausdruck des im Grund­ stromkreis wirkenden Innenwiderstandes R_i bestimmen.

In Fig. 7 ist die Abhängigkeit zwischen systolischem und dia­ stolischem Blutdruck P_S, P_D mit verschiedenen Werten des rela­ tiven peripheren Widerstandes RPW₁ als Parameter, dem Ruhe­ blutdruck-Normalwerten einschließlich festgelegten Aussteue­ rungsgrenzen dargestellt. Es wird deutlich, daß der einge­ führte Widerstand RPW₁ ein quantitatives Maß für das Zusammen­ wirken mit der Peripherie ist.

Fig. 8 zeigt dabei eine mit einem Ultraschall-Doppler aufge­ nommene Fließgeschwindigkeit in einer Armarterie, woraus die charakteristischen Zeitkennwerte T_A, T_B nach Fig. 6 ebenfalls ableitbar sind.

Mit der Fig. 9 wird die Abhängigkeit des erfindungsgemäß defi­ nierten relativen peripheren Widerstandes RPW₂, der dem Be­ lastungswiderstand R_a im Grundstromkreis entspricht und für jeden auftretenden Volumenpuls der Mikrozirkulation bestimmt werden kann, in Abhängigkeit des Lebensalters illustriert. Da­ bei sind ebenfalls die auf diesem Widerstand beruhenden Dikro­ tiezeiten T_D sowie die arterielle Grundschwingung T_AG aufge­ führt.

Fig. 9a stellt die Verhältnisse bei weiblichen, Fig. 9b bei männlichen Probanden dar. Deutlich zeigt sich die Einordnung des ermittelten optimalen Widerstandes RPW_{2 opt}= 1,618.

Fig. 10 zeigt die konkreten Meßdaten bei drei charakteristi­ schen Probanden, wobei die Werte aus jedem gemessenen Volumen­ puls der Mikrozirkulationsfunktionen bestimmt werden.

Mit der Fig. 11 wird das optimale Zusammenwirken zwischen Herz und Peripherie im Sinne von Fig. 5 deutlich. Bei RPW₁ = RPW₂ = RPW_opt liegt erfindungsgemäß der Fall der Anpassung im Grund­ stromkreis vor, so daß ein Maximum an Leistung Pa* von der Quelle zum Verbraucher übertragen wird. Dabei stellt Pa* die normierte Verbraucherleistung dar (Verbraucherleistung P_a wird auf die Leistungsabgabe P_k des Generators bei Kurzschluß bezo­ gen).

Mit Fig. 12 als weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung werden Normalbereiche in Abhängigkeit vom Lebensalter für den Ruheblutdruck (Fig. 12a), daraus abgeleitet für den relativen peripheren Widerstand (Fig. 12b), für (Fig. 12c) und für den relativen mittleren (Blut-) Stromfluß I_real (Fig. 12d) angegeben. Als Beispiele A, B, C sind die Meßwerte für Proban­ den nach Fig. 10 eingezeichnet. Daraus geht hervor, daß nur Proband C im Normalbereich liegt.

In einem weiteren Ausführungsbeispiel der Erfindung werden zur Auswertung der erhaltenen Informationen aus der Mikrozirkula­ tion die Autokorrelationsfunktionen gebildet.

In der Fig. 13a und 13b werden Autokorrelationsfunktionen ψ_xges(τ) = ψ_ymikro(τ) mit entsprechenden abgeleiteten Kenn­ größen (13a) und mit stark ausgeprägter Atmungskomponente (13b) gezeigt.

Es können daraus folgende Rückschlüsse gezogen werden. Die An­ teile der Teil-Autokorrelationsfunktionen hängen von den An­ teilen der zugehörigen Zeitfunktionen x_I(t), x_II(t), x_III(t) innerhalb von x_ges(t) ab. Die Gesamt-Autokorrelationsfunktion stellt sich als eine Überlagerung der Teil-Autokorrelations­ funktionen dar. In Fig. 13a betragen die mittleren Perioden von ψ_xI(τ) ungefähr 0,75 s, die von ψ_xIII(τ) ungefähr 14 s; in Fig. 13b die Atmungskomponente ungefähr 5 s. Die Einhül­ lende von ψ_xges(τ) muß im Normalfall in einem bestimmten Zeit­ intervall abfallen und wieder ansteigen, wie die Fig. 13a und 13b zeigen. Als Maß wird ein sogenannter Mikrozirkulationsgra­ dient M_mikro aus ψ_xges(τ) abgeleitet. M_mikro ergibt sich aus folgender Beziehung:

M_mikro = 1-Min/Max

wobei mit Max das Maximum der periodischen Funktion ψ_xges(τ) und mit Min ein zugehöriges Minimum definiert ist (Fig. 13a).

Analog zur Autokorrelationsfunktion ist eine Kreuzkorrelati­ onsfunktion ψ_xy(τ) als Maß für die statistische Abhängigkeit zweier Funktionen x(t) und y(t) bestimmbar. Das Maximum der Kreuzkorrelationsfunktion tritt i. a. nicht bei τ = 0 auf, sondern bei einer mittleren Laufzeit τ_opt zwischen den gewähl­ ten Meßstellen.

Wird die Kreuzkorrelationsfunktion ψ_xy(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. 14 wird illustriert, wie auf der Basis der Kreuz­ korrelationsfunktion KKF die mittlere Blutströmungsgeschwin­ digkeit v_ström 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:

ψ_x1x2(τ) = = ψ_x1x1(τ-T),

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 τ_opt = T hat, gilt für die mittlere Blutströmungsgeschwindigkeit v_ström zwischen den Meßstellen E1 und E2 folgende Beziehung:

V_ström = a/τ_opt;

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. 15 wird die Definition der Einschwingzeit t_E deut­ lich gemacht; t_E ist die Zeit, nach der die Antwort x_a(t) auf einen eingangsseitigen Sprung endgültig innerhalb der Schran­ ken von ± 5% von x_a(∞) verbleibt. Für den Fall eines soge­ nannten negativen hydrostatischen Drucksprungs am Eingang des Systems wird auf die gleiche Definition zurückgegriffen. Analoge Aussagen gelten für eine Stoßfunktion und die zugehö­ rigen Stoßübergangsfunktion.

Es hat sich dabei als vorteilhaft erwiesen, daß für den Erhalt einheitlicher, vergleichbarer Werte für die Einschwingzeiten bei positivem und negativem Sprung Δt<t_E ist. Mit anderen Worten muß sich das System bzw. das untersuchte periphere Ge­ biet in einem eingeschwungenen Zustand befinden, wenn auf den negativen Sprung ein positiver Sprung folgt.

Wie in der Fig. 16 dargestellt, kann aus der Messung der kon­ kreten Einschwingzeit t_E 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 (Stoßfunktion) beurteilen. Die Antwort x_a(t) hierauf stellt sich als leicht auszuwertende Stoßübergangsfunktion ein. Die Zeit zwischen Reizauslösung bis zum beginnenden Stoß­ übergang wird mit t₀ bezeichnet (Laufzeit). Die Güte der Vaso­ motorik kann durch die Aufnahme von x_a(t) und der Einschwing­ zeit t_E aus der Einhüllenden von x_a(t) gemäß Fig. 17a, b er­ folgen.

Bei fehlender Vasomotorik ergibt sich t_E = 0. Fig. 17a zeigt vasomotorische Reaktionen bei einem Probanden gemessen am Finger und Fig. 17b die zeitgleich gemessenen Reaktionen 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 M_{vaso 1} zur Beurteilung des jeweiligen Probanden eingeführt.
M_{vaso 1} ergibt sich wie folgt:

M_{vaso 1} = 1-t_A/t_E

mit
t_A = Zeit zwischen zwei Schwingungsmaxima (Herzperiodendauer).

Der ermittelte Faktor ist unabhängig von der Amplitude und be­ sitzt die Grenzwerte:

• 1.) t_A/t_E gegen 0, also t_E sehr groß für t_A gleich konstant: daher M_{vaso 1} gegen 1.
• 2.) t_Et_A, also keine oder eine geringe Reaktion im Inter­ vall zwischen zwei Abtastungen: daher M_{vaso 1} = 0 . . . 0,5 (0,5 für t_E = t_A).

Die Einschwingzeit t_E kann als Vielfaches n der Herzperioden­ dauer, d. h. der Anzahl der Volumenpulse, gesetzt werden. Es ergibt sich

t_E = n×t_A.

Damit folgt:

M_{vaso 1} = 1-t_A/n×t_A

bzw.

M_{vaso 1} = 1-1/n.

Es ist also die Anzahl der einhüllenden Volumenpulse ein Maß für die Güte der Vasomotorik. Je mehr Volumenpulse von der va­ somotorischen Reaktion erfaßt werden, umso mehr nähert sich M_{vaso 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. 22 gezeigt. Dieses Lineal beruht in Fig. 22 auf einer 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 M_{vaso 1} von sehr gut, gut, wenig Reaktion, keine Reaktion, vorgenommen werden.

Als zusätzliche Kenngröße kann gemäß Fig. 17a, b ein Vaso­ motorikgradient M_{vaso 2} ermittelt werden.

M_{vaso 2} ergibt sich aus der Beziehung wie folgt:

M_{vaso 2} = 1-Δx/Δx_max

Hieraus erhält man:

0M_{vaso 2}<M_{vaso opt}.

Analog wie zu M_{vaso 1} läßt sich im vorstehend definierten Be­ reich eine Klassifizierung durchführen.

Die Durchführung eines bekannten Bewegungsprogramms zur Auf­ nahme einer LRR-Kurve ist nicht bei allen Probanden möglich. Ebenfalls ist das Anbringen des Meßkopfes mittels Folienring zum Teil außerordentlich kompliziert. Die Entleerung der Ge­ fäße erfolgt, ohne die Entleerzeit zu ermitteln. Es wird nur das Wiederauffüllen gemessen, wobei das Bestimmen 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 fol­ gender Systemtest durchgeführt.

Bei Raumtemperatur von ca. 22 bis 24°C wird ein Sensorkopf (z. B. mittels einer Klammer) beim In-Rücken-Ausgangslage befind­ lichen Patienten an der zu untersuchenden Geweberegion, z. B. 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. 18 illustriert.

Durch einen negativen, hydrostatischen Sprung entleert sich das Gefäßsystem, es entsteht durch die Saugwirkung eine stän­ dige Rückwirkung bis in den Kapillar- und arteriellen Bereich. Man erhält also eine Einschwing- oder Entleerzeit t_EL des Mi­ kro- und Makrogefäßsystems, die dort erreicht ist, wo der Entleervorgang einen konstanten Wert angenommen hat. Folglich ist die Entleerzeit t_EL ein direktes Maß für das dy­ namische Verhalten des untersuchten venösen Systems, zum Bei­ spiel eines Beines.

Um vergleichbare Werte zu erhalten, muß für den Normalfall die Sprungdauer Δt größer t_EL sein, das System muß also einge­ schwungen sein. Die Dauer des Sprunges sollte aus Erfahrungs­ werten 20 s 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 t_EF (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 t_EF ungefähr gleich 1,6 t_EL.

Durch die Funktion der Venenklappen verlängert sich im Normal­ fall der Füllvorgang auf das ca. 1,6-fache im Vergleich zum Entleerungsvorgang.

Die allgemeine hämodynamische Gradeinteilung für das Leeren und Füllen kann mittels eines sogenannten Gefäßzustands­ lineales nach Fig. 19, das unter Beachtung der Schreibge­ schwindigkeit an eine aufgenommene Meßkurve angelegt werden kann, vorgenommen werden. Grundlage sind dabei für das Füllen die Normwerte der Phlebologie. Diese Werte lassen sich wegen des Zusammenhangs zwischen t_EL und t_EF auf das Entleeren er­ weitern und kennzeichnen allgemein den Mikro-Makro-Gefäßzu­ stand. Fig. 20 zeigt die Systemeingangsgröße "hydrostatischer Druck".

Vorteilhafterweise wird der Systemtest aus Gründen der Ver­ gleichbarkeit ca. zwei- bis dreimal hintereinander wiederholt.

Mit der Fig. 21 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. 23a und 23b wird eine simultane Messung der Mik­ rozirkulationsfunktion x_mikro(t) bei einem Diabetiker im fort­ geschrittenen Zustand gemäß a) am rechten Zeigefinger und b) an der rechten Großzehe illustriert.

Die Durchblutungsstörungen an der Zehe sind deutlich sichtbar, der Proband klagt über akute Gehbeschwerden im rechten Fuß.

Aus x_mikro(t) nach Fig. 23a kann unter Anwendung der erfin­ dungsgemäßen Lehre eine Berechnung und Darstellung u. a. fol­ gender Werte erfolgen:

T_D/T_I = 0,61; T_G/T_I = 0,389; T_I = 659 ms; M_G≈ 1.

Diese Werte zeigen die starken mikroangioorganischen Gefäßver­ änderungen (nach Fig. 4 Klasse 2). Außerdem liegt die Herzpe­ riodendauer T_I deutlich unter Normalwert (zu hohe Herzfre­ quenz).

In den Fig. 24a und 24b sind die zugehörigen Autokorrela­ tionsverläufe aus den Meßwerten der Fig. 23a und 23b dargestellt. Die AKF am Zeigefinger zeigt fallende Tendenz, woraus ersichtlich ist, daß die Mikrozirkulationsfunktion Bio­ signale enthält. In Fig. 24b wird deutlich, daß das Mikrozir­ kulationssignal einen großen nichtperiodischen Anteil (Bereich 0<τ<1 s), jedoch nur eine schwache periodische Mikrozirku­ lation als Ursachen der Gehbeschwerden enthält.

Aus dem Vorstehenden wird deutlich, daß das mit den Makro­ gefäßen 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. 25 erläutert ist, als ein System mit einem arteriel­ len Zufluß, einem venösen Abfluß und einem Speicher dar.

Es läßt sich ableiten, daß für eine Geweberegion die in der Zeiteinheit zufließende Menge A gleich dem in der Zeiteinheit gespeicherten Mengenzuwachs B plus der in der Zeiteinheit ab­ fließenden Menge C ist und damit eine dynamische System­ diagnostik möglich ist (A = B + C).

Mittels einer simultanen Rot-NIR-Photoplethysmographie mit den Wellenlängen um 645 und 840 bzw. 940 nm, mit der jedoch keine an sich bekannte Oximetrie durchgeführt wird, lassen sich wei­ tere Kenntnisse über das zu untersuchende Gefäßsystem erbrin­ gen.

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 arterielle 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 im Multiplexbetrieb in das Gewebe einleiten, wodurch infolge der geringen Streuung und Absorption im Gewebe verhältnismäßig große Gewebevolumina ohne schädliche Rückwirkungen 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 Dopplersensor, zum Beispiel an der Zehe oder einem Finger eines Probanden an­ gebracht wird. Dieser Dopplersensor 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, wie in Fig. 26a gezeigt wird. Die Fig. 26b stellt einen quantitativen Verlauf des arteriellen Zuflusses und venösen Abflusses inner­ halb der Funktionseinheit der Mikrozirkulation, aufgenommen mit der vorerwähnten Realisierungsvariante eines Doppler­ sensors im Multiplexbetrieb, dar.

Aus dem Vorstehenden ergibt sich zusammenfassend, je komplexer das zu diagnostizierende System ist, desto einfacher und quan­ titativ reproduzierbarer das Auswerteverfahren sein muß. In diesem Sinne ist die an das Mikrogefäßsystem angelegte Test­ größe hydrostatischer Druck besonders vorteilhaft. Diese Test­ größe kann reproduzierbar, nichtinvasiv und quantitativ klar definiert angewendet werden. Der hydrostatische Druck als durch die Gravitationskraft bedingte Größe ist lediglich 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 zu untersuchenden System an Veränderungen bewirkt wird und welche Größen im betrachteten System von der angelegten Sprungfunktion unberührt bleiben. Hieraus läßt sich eine hämodynamische Gradeinteilung für den arteriellen und venösen Bereich unter Zugrundelegung der Sprungübergangsfunktion in einfacher Weise ableiten. Im ein­ zelnen kann die Beurteilung eines gestörten arteriellen Zu­ flusses aus den Makrogefäßen, zum Beispiel in Folge arterio­ sklerotischer Obliterationen ebenso wie Aussagen zum venösen Abfluß aus dem Mikrogefäßsystem einschließlich venöser Abfluß­ störungen 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 im Makrobereich erkennen. Hierzu kann man das Prinzip der Bestimmung der Mikrozirkulation und die Methode der Sprungübergangsfunktion auf die Makrogefäße (Arterien, Ve­ nen) übertragen, indem die zeitliche Änderung der Strömungs­ geschwindigkeit bei Anlegen eines entsprechenden hydrosta­ tischen Druckes, zum Beispiel mittels dynamischer Ultraschall- Doppler erfaßt wird, also ebenfalls Kennzeitwerte daraus abge­ leitet werden.

In Fig. 27 ist der prinzipielle Aufbau eines dynamischen Dopp­ lers dargestellt, woraus ersichtlich ist, daß Sender/Empfänger wegen der minimalen Baugröße von der Verarbeitungselektronik zu trennen sind und in einem gesonderten, z. B. Klammer-Sensor- Gehäuse, integriert werden.

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 (z. B. an der Großzehe) positioniert. Dabei tritt dort annä­ hernd ein hydrostatischer Druck von 0 auf.

Nachfolgend wird die Mikrozirkulation gemessen und ein ne­ gativer und positiver hydrostatischer Druck-Sprung angelegt. Aus dem Verlauf der Sprungübergangsfunktionen für das Entlee­ ren und Füllen der Gefäße läßt sich nun feststellen, ob Nor­ malwerte oder davon abweichende Verläufe vorliegen.

Wenn der Verlauf normal ist, kann die Auswertung beendet wer­ den. Im Falle des Vorliegens von Abweichungen muß festgestellt werden, ob diese im Arteriellen oder Venösen liegen.

In diesem Falle wird erfindungsgemäß gezielt mit einem dynami­ schen Ultraschall-Doppler eine Fortsetzung der Untersuchung durchgeführt, indem der Doppler an der entsprechenden Meß­ stelle fixiert wird.

Die Strömungsgeschwindigkeitsmessung erfolgt nunmehr nicht, wie bekannt, rein stationär, sondern dynamisch. Mit dem dyna­ mischen Doppler werden also die Sprungübergangsfunktionen und analog zur Mikrozirkulationsmessung die dynamischen System­ kennwerte des entsprechenden Makrogefäßes im Zeitbereich be­ stimmt. Hierfür wird ebenfalls ein negativer und positiver hy­ drostatischer Druck-Sprung angelegt, jedoch ist auch ein hy­ drodynamischer Drucksprung möglich.

Vorteilhafterweise wird bei der Untersuchung und Lokalisierung des Systems mit den größten Gefäßen (Vene, Arterie) 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. 28 dargestellt, welche praktisch vorliegende Meßergeb­ nisse für den linken Arm eines Probanden zeigt, wobei mit 28a eine mit einem dynamischen Ultraschall-Doppler aufgenommene venöse und mit 28b eine solche arterielle Sprungübergangsfunk­ tion gezeigt ist.

Fig. 29 zeigt ein Blockschaltbild einer Realisierungsform der Vorrichtung zur Gefäßzustandsbestimmung.

Im oberen Bildteil ist symbolisch das Modell des Grundstrom­ kreises erläutert, wobei CMMD 2 eine computergestützte Ein­ richtung zur Bestimmung der Makro- und Mikrozirkulation des Gefäßsystems ist. Diese Einrichtung weist als Sensorikbaustein mindestens einen NIR-Sensor und einen Ultraschall-Doppler­ sensor auf. Die Meßergebnisse werden dann in getrennten Kanälen bereitgestellt und mit dem Programmsystem CMMD verarbeitet. Die wesentlichen Merkmale des Programmsystems sind mit den Ausführungen 1-4 im unteren Bildteil umrissen.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Bestimmung des Zustan­ des von Gefäßsystemen auf der Basis von Mikro- und Makro­ zirkulationsvorgängen wird erreicht, daß eine erhöhte In­ formationsmenge aus im wesentlichen unveränderten Ausgangs­ daten bei allerdings verringerten apparativen Aufwand unter Vermeidung eines aufwendigen Bewegungsprogrammes erhalten wer­ den 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 Zeit-Verhältniswerten bzw. deren Bestimmung im Vordergrund steht, ist eine Verallgemeinerung möglich. Ebensowenig ist eine Vorrichtung oder Einrichtung zur Steuerung eines rhythmi­ schen Bewegungsablaufes erforderlich. Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn der Patient aufgrund von Verletzungen oder anderen Ursachen nicht in der Lage ist, ein exakt vorge­ gebenes, relativ kompliziertes Bewegungsprogramm auszuführen. Hierfür sind insbesondere auch die stationären Messungen und deren Auswertung vorgesehen (z. B. bei mikroangioorganischen Gefäßveränderungen). Es wurde erkannt, daß das Zusammenwirken des Herzens mit der Peripherie einschließlich Blutkreislaufsy­ stem durch die eingeführten relativen peripheren Widerstände und eine Näherungsbeziehung für den Sollwert der Herzperioden­ dauer beschreibbar ist.

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 Makrostörung erkannt werden. Ebenfalls können mit den stationären Dopplermessungen wegen der Auswer­ tung von Zeitkennwerten im Echtzeitverfahren für jede Herz­ periode die relativen Blutdruckwerte sowie der relative peri­ phere Widerstand RPW₁ ermittelt werden.

Grundlegend für das erfindungsgemäße Verfahren ist das Prinzip der Messung und Untersuchung des Mikrosystems und die Auswer­ tung von Zeitverhältnissen bzw. Zeitparametern, um Meßfehler weitgehend zu unterdrücken.

Claims (32)

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 Sprung- oder Stoßfunktion x_e(t);
• - Erfassen der Übergangsfunktion x_a(t), welche die Wirkung des zu untersuchenden Systems auf die Sprung- oder Stoßfunktion x_e(t) darstellt;
• - Ableiten von normierten Größen bzw. Kennwerten aus der Übergangsfunktion x_a(t),
• - Darstellung der Systemkennlinie x_a über x_e und Bestimmung der Streuung der erhaltenen Werte;
• - Vergleich der erhaltenen normierten Größen bzw. Kennwerte sowie der Streuung 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 Sprung- oder Stoßfunktion x_e(t) für das zu untersu­ chende System bzw. periphere Gebiet durch druckmechanische Krafteinwirkung oder akustischen Reiz auf das System übertra­ gen wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei zu untersuchenden Gliedmaßen die Funktion x_e(t) durch einmaliges Anheben und/oder Absenken des betreffenden Glied­ maßes auf der Basis eines veränderten hydrostatischen Druckes erfolgt.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Darstellung der Systemkennlinie x_a über x_e sich ein typischer Arbeitspunkt in Abhängigkeit vom zu untersuchen­ den System einstellt, welcher als Vergleichswert herangezogen wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine photoplethysmographisch ermittelte Gesamtfunktion x_ges(t) im Zeitbereich wie folgt beschrieben wird: x_ges(t) = x_I(t) + x_II(t) + x_III(t) + . . . + x_N(t) =x_mikro(t)mit
x_ges(t), x_mikro(t):
integrale Gesamt-Volumenpulsation des pho­ toplethysmographisch untersuchten periphe­ ren Gebietes (Mikrozirkulationsfunktion),
x_I(t):
Welle I. Ordnung, verbunden mit der Herz­ frequenz als Trägerfrequenz der Volumen­ pulsation,
x_II(t):
Welle II. Ordnung, verbunden mit der At­ mung,
x_III(t):
Welle III. Ordnung, verbunden mit der Blutdruckperiode (ca 10 s - Rhythmus),
x_N(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 können.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Teilfunktion x_I(t) aus x_ges(t) durch einen Bandpaß mit den Grenzfrequenzen 0,6 Hz<f<9 Hz ausgeblendet werden kann.

7. Verfahren nach Anspruch 5 und 6, dadurch gekennzeichnet, daß aus dem Verlauf von x_I(t) eine Gipfelamplitude A, eine Di­ krotieamplitude B, eine Gipfelzeit T_G, eine Dikrotiezeit T_D, eine arterielle Grundschwingung T_AG und eine Pulsperiodenzeit (Herzperiodendauer) T_I sowie deren Streuung S bestimmt werden, wobei der jeweilige Arbeitspunkt aus den Normierungen T_D/T_I, T_G/T_I, T_AG/T_I, T_AG/T_D, T_G/T_D, S_T/T_I bestimmt wird und ein Amplitudenverhältnis AV aus B/A ermittelt wird und dieser Ar­ beitspunkt mit einem vorbestimmten optimalen, vom Lebensalter abhängigen Arbeitspunkt verglichen und zur Auswertung vor­ gegebenen Klassen zugeordnet wird.

8. Verfahren nach Anspruch 5, 6 und 7, dadurch gekennzeichnet, daß sich optimale Verhältnisse (Kennwerte, Arbeitspunkte) bei nichtvorhandenen pathophysischen Veränderungen wie folgt ein­ stellen
T_D/T_I = 0,5; T_G/T_I = 0,191; T_AG/T_I = 0,309;
T_TAG/T_D = 0,618; T_G/T_D = 0,382;
optimales Amplitudenverhältnis AV = B/A = 0,618.

9. Verfahren nach Anspruch 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die aus der in einem beliebigen peripheren Gebiet kontinu­ ierlich gemessenen Mikrozirkulationsfunktion abgeleitete Herz­ periodendauer T_I (bzw. Herzfrequenz) einschließlich deren Streuung S_T mit Normalwerten verglichen wird.

10. Verfahren nach Anspruch 5 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß bei verringerter bzw. erhöhter Streubreite S_T der Herzpe­ riodendauer Nichtnormalwerte erkennbar sind.

11. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß eine Autokorrelationsfunktion ψ_xges(τ) zur Feststellung der im statistischen Mittel auftretenden Anteile (Amplituden, Zeitperioden) der Teilfunktionen an der Gesamtfunktion gebil­ det wird und zu deren Auswertung der Verlauf der Einhüllenden der Autokorrelationsfunktion ψ_xges(τ) betrachtet und aus die­ sem ein Mikrozirkulationsgradient M_mikro als ein Maß für das Zusammenwirken der Teilfunktionen nach der Beziehung M_mikro= 1-Min/Maxmit
Max = Maximum der (nahezu) periodischen Funktion ψ_xges(τ),
Min = zugehöriges Minimum
bestimmt und der erhaltene Wert M_mikro mit Normal- bzw. Nicht­ normalwerten (pathophysische Veränderungen) verglichen wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß an zwei verschiedenen Meßstellen eines peripheren Gebietes die Funktionen x₁(t) und x₂(t) ermittelt werden und diese ei­ ner Kreuzkorrelation nach der Beziehung ψ_x1x2(τ) = = ψ_x1x1(τ-T),mit
T = mittlere Laufzeit des Blutes
unterzogen, das Maximum τ_opt = T der Kreuzkorrelationsfunktion bestimmt und die mittlere Blutströmungsgeschwindigkeit V_ström nach der Beziehung
V_ström = a/τ_opt;
mit a = Abstand der Meßstellen bestimmt werden.

13. Verfahren nach Anspruch 1 und 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Güte der Vasomotorik durch Aufnahme der Antwortfunk­ tion x_a(t) und der Einschwingzeit t_E aus der Einhüllenden von x_a(t) bestimmt werden, wobei als Einschwingzeit t_E die Zeit definiert ist, nach der die Stoßantwort innerhalb eines Be­ reiches von ± 5% von x_a(0) verbleibt.

14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzahl n der die Antwortfunktion x_a(t) einhüllenden Volumenpulse ein quantitatives Maß für die Güte der Vasomo­ torik nach der Beziehung
M_vaso = 1-1/n
darstellt und eine Klassifizierung dabei vorgenommen wird.

15. 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.

16. 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 dadurch hervorge­ rufenen Entleerung der Gefäße des Systems angelegt wird, wobei aus der Antwortfunktion die Einschwing- oder Entleerzeit t_EL des gesamten Systems bestimmt wird und die Entleerzeit t_EL ein Maß für das dynamische Verhalten des Systems ist.

17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß nachfolgend zusätzlich eine Sprungfunktion in Form eines positiven hydrostatischen Druckes zur dadurch hervorgerufenen Füllung der Gefäße des Systems angelegt wird, wobei aus der Antwortfunktion die Einschwing- oder Auffüllzeit t_EF gemessen wird und aus dem Vergleich zwischen der Entleerzeit und der (Wieder)-Auffüllzeit auf den Mikro- Makrozustand des Systems geschlossen wird, wobei sich im Normalzustand für die venöse (Wieder)-Auffüllzeit etwa das 1,6fache der Entleerzeit ergibt.

18. Verfahren nach Anspruch 16 und 17, dadurch gekennzeichnet, daß zur Bestimmung des Systemzustandes die jeweiligen Sprung­ übergangsfunktionen analysiert werden.

19. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß zur Bestimmung des Ortes von Störungen im Makro-Gefäß­ system die Sprungübergangsfunktion als örtliche Änderung der Strömungsgeschwindigkeit bei Anlegen einer hydrostatischen oder hydrodynamischen Druck-Sprungfunktion mittels dynamischer Ultraschall-Doppler erfaßt und ausgewertet wird.

20. Verfahren zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethysmogra­ phischer Basis gekennzeichnet durch

• - eine Modellnachbildung des Blutkreislaufes auf der Basis eines Grundstromkreises mit Reihenschaltung einer Spannungsquelle E mit einem Innenwiderstand R_i und einem Verbraucher R_a, wobei darstellen R_i = RPW₁(n) = P_S(n) /P_D(n) = 1 + T_B(n)/T_A(n) mit
  P_S = systolischer Blutdruck,
  P_D = diastolischer Blutdruck,
  T_B = systolische Gipfelzeit im Blutdruckverlauf,
  T_A = Abfallzeit zwischen systolischem Gipfel und dikroter Einkerbung,
  n = n-te Herzperiode;
• - aus der Modellbildung sich einstellender optimaler Anpas­ sungsfall R_i = R_a mit = _opt = 1,618 und
• - das betreffende Gefäßsystem hinsichtlich der Abweichung von diesem Optimalwert bewertet wird, insbesondere mit den Normalbereichen in Abhängigkeit vom Lebensalter ver­ glichen wird.

21. Verfahren nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß im Echtzeitbetrieb für jede Herzperiode n die Zeitkennwerte T_B und T_A mittels Ultraschall-Dopplerverfahren, die relativen Blutdruckwerte und der relative periphere Widerstand RPW₁ er­ mittelt werden und der Mittelwert nach folgender Bezie­ hung bestimmt wird:

22. Verfahren zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethysmogra­ phischer Basis, gekennzeichnet durch

• - eine Modellnachbildung des Blutkreislaufes auf der Basis eines Grundstromkreises mit Reihenschaltung einer Spannungsquelle E mit Innenwiderstand R_i und einem Ver­ braucher R_a, wobei R_a = RPW₂(n) = 1 + T_G(n)/T_AG(n) = T_D(n)/T_AG(n)
  mit
  T_G = Gipfelzeit,
  T_D = Dikrotiezeit,
  T_AG = arterielle Grundschwingung einer Volumenpuls­ periode und
  n = n-te Herzperiode
  ist;
• - aus der Modellbildung sich einstellender optimaler Anpas­ sungsfall R_i = R_a = = _opt = 1,618 und
• - das betreffende Gefäßsystem hinsichtlich der Abweichung von diesem Optimalwert bewertet wird, insbesondere mit den Normalbereichen von in Abhängigkeit vom Lebensalter verglichen wird.

23. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß im Echtzeitbetrieb für jede Herzperiode der Mittelwert wie folgt ermittelt wird:

24. Verfahren nach Anspruch 21 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß als Optimalwert des betrachteten Gefäßsystems sich fol­ gende Beziehung einstellt: = = = 1,618,wobei beim Überschreiten vorgegebener Abweichungen vom vorste­ henden Wert auf phatophysische Zustände geschlossen wird.

25. Verfahren nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß bei anormalen Erhöhungen der mittleren Widerstandswerte und z. B. auf Arteriosklerose und/oder Mikroangio- Organopathien geschlossen werden kann.

26. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 25, dadurch gekennzeichnet,

• - daß der im Blutkreislauf (Grundstromkreis) fließende rela­ tive mittlere (Blut-) Strom I_rel sich danach der Beziehung I_rel = 3,236/ [ + ]einstellt, wobei das Optimum I_{rel opt} = 1 verläuft,
• - daß sich Normalbereiche für I_rel in Abhängigkeit vom Le­ bensalter mit den Normalbereichen und ergeben und somit eine Klassierung in Normal- und Nichtnormalwerte möglich ist.

27. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß sich beim optimalen mittleren peripheren Widerstandswert = 1,618 als Soll-Wert für die Herzperiodendauer T_{H SOLL} [ms]≈508 [1 + 1/]≈ 508 [1 + P_D/P_S) einstellt, wobei Ab­ weichungen vom Soll-Wert für die Herzperiodendauer T_{H SOLL} im Falle des annähernden Übereinstimmens der peripheren Wider­ standwerte mit dem optimalen pheripheren Widerstandswert zur weiteren Bewertung des Gefäßsystems herangezogen werden.

28. Verfahren nach Anspruch 20 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß als indirekte Parameter für die Einschätzung der Herz- Kreislauf-Situation einschließlich Auftreten von Hypertonie folgende Größen bewertet werden:

• - und
• - absolute Blutdruckwerte P_S und P_D und/oder die Zeitkenn­ werte T_A und T_B
• - Herzperiodendauer T_H
• - Druckanstiegs- und Abfallwerte je Zeiteinheit und
• - der Mikrogefäßzustand.

29. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß die relativen peripheren Widerstände vom Makro- und Mikrobereich des betrachteten Gefäßsystems und auf nichtinvasiver Basis bestimmt werden.

30. Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethys­ mographischer Basis, unter Verwendung eines lichtaussendenden und lichtempfangenden Sensorkopfes zur nichtinvasiven opti­ schen Messung der Blutentleerung und Blutauffüllung der zu untersuchenden Gefäße bzw. des Gefäßsystems eines peripheren Gebietes, dadurch gekennzeichnet,

• - daß mittels eines NIR-Sensors eine Ermittlung der Volumenpulsation der Mikrozirkulation X_mikro(t) und mit­ tels eines Ultraschall-Dopplersensors eine Messung der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes mit den Kennwerten T_B = systolische Gipfelzeit im Blutdruckverlauf und T_A = Ab­ fallzeit zwischen systolischem Gipfel und dikroter Einker­ bung im Makrobereich erfolgt und
• - die jeweiligen Meßwerte einer Einrichtung zur Bestimmung des Zusammenwirkens von Herz, Blutkreislauf und Peripherie zugeführt werden, wobei diese Einrichtung vorteilhafter­ weise mittels programmtechnischen Bestandteilen im Ma­ krobereich eine Erfassung von P_S = systolischen und P_D = diastolischen Blutdruck bzw. der Zeitparameter T_B und T_A, einen Vergleich dieser Werte mit Normalwerten und eine Er­ mittlung des relativen peripheren Widerstandes ein­ schließlich eines Vergleiches mit einem Optimalwert durch­ führt und im Mikrobereich Einzel- und Mittelwerte der Volumenpul­ sation bestimmt sowie diese mit vorgegebenen Normal- bzw. Optimalwerten vergleicht, ein Histogramm der Herzperi­ odendauer erstellt und eine Bewertung des Mikrogefäßzu­ standes T_G = f(T_D) vornimmt;
• - die Einrichtung eine Ermittlung des peripheren Widerstan­ des durchführt und diesen Wert mit einem Optimalwert vergleicht sowie eine graphische Darstellung des peri­ pheren Widerstandes je Volumenpuls nach der Beziehung = f (Volumenpuls) ermöglicht; und
• - weiterhin eine Bestimmung des mittleren Blutdruckanstieges und -abfalls je Zeiteinheit mit anschließender Bewertung auf der Basis des Vergleiches der Druckanstiegs- und Druckabfallswerte je Zeiteinheit durchführt, wobei beim Vorliegen von Nichtnormalwerten, d. h. unterschiedlichen Druckanstiegs- und Druckabfallswerten, auf pathologische Zustände geschlossen wird und
• - daß aus den mittels der Einrichtung bestimmten Werten eine komplexe Analyse des Gefäßsystems durchgeführt wird, ins­ besondere die Ermittlung von Normalwerten für den relati­ ven mittleren (Blut-) Stromfluß möglich ist.

31. Vorrichtung nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, daß eine Bewertung des Zustandes des Gefäßsystems mit nachste­ henden Kriterien durchgeführt wird:

• a) ≈ ≈; T_H im Sollwertbereich und P_S und P_D bzw. die gleichwertigen Zeitparameter T_B und T_A im Normalbereich: normaler Gefäßzustand
• b) ≈ ≈ , T_H = Normalwert, P_S und P_D im Nicht­ normalbereich, z. B. Grenzwerthypotonie: Schlagvolumen im Gefäßsystem zu hoch;
• c) ≈ ≈ , T_H<Normal- oder Sollwert, P_S und P_D im Nichtnormalbereich: Herzperiodendauer zu klein, Herzfrequenz im Gefäßsystem zu hoch;
• d) < ≈ :
  zusätzliche Prüfung der Herzperiodendauer T_H erforderlich, wo­ bei eventuell zu hohe Herzfrequenz im betrachteten Gefäßsystem vorliegt, ebenfalls Venenpumpe überprüfen;
• e) < ≈ :
  Herzperiodendauer T_H ist zu hoch bzw. Venenpumpe nicht optimal eingestellt.

32. Vorrichtung zur Bestimmung und Auswertung des Zustandes von Gefäßsystemen, insbesondere Blutgefäßen auf photoplethys­ mographischer Basis, unter Verwendung eines lichtaussendenden und lichtempfangenden Sensorkopfes zur nichtinvasiven opti­ schen Messung der Blutentleerung und Blutauffüllung der zu untersuchenden Gefäße bzw. des Gefäßsystems eines peripheren Gebietes, dadurch gekennzeichnet, daß der venöse Abfluß pro Zeiteinheit und der arterielle Zu­ fluß pro Zeiteinheit mittels simultaner Rot- und NIR-Photo­ plethysmographie gemessen werden, wodurch der dynamische Ge­ fäß-Systemzustand und damit die pro Zeiteinheit gespeicherte Blutmenge bestimmbar sind.