WO1997030630A1 - Verfahren und vorrichtung zur messung des intracraniellen druckes in einem schädel eines probanden - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur messung des intracraniellen druckes in einem schädel eines probanden Download PDF

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WO1997030630A1
WO1997030630A1 PCT/EP1997/000815 EP9700815W WO9730630A1 WO 1997030630 A1 WO1997030630 A1 WO 1997030630A1 EP 9700815 W EP9700815 W EP 9700815W WO 9730630 A1 WO9730630 A1 WO 9730630A1
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electrical signal
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Klaus Paulat
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Nicolet Biomedical Inc.
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    • A61B5/4884—Other medical applications inducing physiological or psychological stress, e.g. applications for stress testing

Definitions

  • the invention relates to a method and a device for measuring an intracranial pressure in a skull of a test subject.
  • the intracranial pressure that is to say the pressure within the skull of a human being
  • the intracranial pressure is measured in a variety of ways, all of the measurement methods currently being carried out based on the fact that the skull, which is considered to be a completely closed container, must be opened by means of borehole trepanning in order to obtain a corresponding one To be able to use sensors.
  • the effort for this is considerable, which probably does not need to be explained further.
  • the measurement results are only conditionally reliable, since the location of the drill hole, the type of sensor itself and its state, which changes over time, and other boundary conditions Can significantly influence measurement results.
  • the invention is based on the object of demonstrating a method and a device for measuring the intracranial pressure, which allow a sufficiently precise determination of the intracranial pressure in a simple manner.
  • This object is achieved by a method for measuring the intracranial pressure in a skull of a test subject, which comprises the following steps:
  • At least two electrodes are attached to the subject's skull in such a way that they have electrical contact with the skull.
  • a time course of an electrical resistance in particular a complex resistance, that is to say an ohmic resistance and a capacitance between the at least two electrodes, is obtained as an electrical signal.
  • An extreme value following the maximum blood pressure corresponding to a systole with an essentially constant delay of the electrical signal is determined as the first amplitude value.
  • a second amplitude value is obtained from the electrical signal where, for the first time after the first amplitude value, it has either a maximum or an inflection point.
  • a third amplitude value is obtained from the electrical signal at a time later than the second amplitude value.
  • a standardized pressure measurement value is obtained from the amplitude values for further use.
  • An important point of this method is, on the one hand, that a measurement is carried out in a particularly simple manner and with conventional methods, which can be carried out by non-specialists at any time. While in practical medicine today the measurement of the intracranial pressure is mostly carried out epidurally by means of miniature pressure probes, ie it can only be carried out by doctors, the method according to the invention can also be carried out by any paramedic in an accident ambulance.
  • the measured values which can be obtained by the method according to the invention can be used in many ways. In particular, it is possible to follow changes in the intracranial pressure over longer periods of time without the test subject or patient being burdened thereby.
  • a quotient can be formed from the second amplitude value and the third amplitude value in order to obtain the standardized pressure measurement value. This ensures that the scattering of the absolute values that unavoidably occurs during the measurement, from a wide variety of influences such as physical differences, different electrode attachments, etc., has no influence on the measurement results.
  • Another possibility of obtaining standardized pressure measurement values is to form a vector such that the vector is formed from a starting point at the second amplitude value and an end point at the third amplitude value.
  • the direction of the vector in particular plays a role in this
  • the third amplitude value is derived from the electrical signal a defined period of time after the second amplitude value. This defined period of time can now be derived from a time interval between the second amplitude value and a fourth amplitude value.
  • the fourth amplitude value is defined where the curve of the electrical signal over time has an opposite curvature to the curve of the electrical signal over time for the second amplitude value.
  • the above-mentioned defined period of time is preferably substantially half of the time interval.
  • the measured values are preferably not derived from individual events, but from average signal values which are obtained via a
  • the first amplitude value is used as a repeating start time for the formation of the mean signal value.
  • a first and a second (standardized) pressure measurement value are preferably obtained, namely the first pressure measurement value in a first and the second pressure measurement value in a second position of the test person, the skull of the test person in the first position being relative to spatial position of his heart (especially his right atrium) is a defined amount higher (or lower) than in the second position. Due to this very simple change in the hydraulic conditions, absolute measurements can now be carried out.
  • the electrodes for obtaining the electrical signal are preferably attached to positions of the subject's skull that are as far apart as possible. Therefore, one electrode is preferably attached in the area of the hairline of the subject's forehead and the other electrode in the area behind his ear. It has been shown that the signals obtained in this way can be optimally used.
  • One of the two electrodes is in this case connected to ground, the grounded electrode preferably also simultaneously forming the ground electrode for an EKG lead.
  • Fig. 1 is a block diagram of an embodiment of a
  • FIG. 3 shows a block diagram of part of the measuring arrangement shown in FIG. 1, FIG.
  • Fig. 4 is a block diagram of another part of the in
  • FIG. 5 shows a data circuit diagram of part of the arrangement shown in FIG. 3, and
  • Fig. 6 measurement data that can be obtained with an arrangement according to Fig. 1.
  • the device comprises a measuring device 10, at the inputs of which there is a ground electrode 1 and a lead electrode 2.
  • the ground electrode 1 is z. B. behind an ear of the test person, the lead electrode 2 on the forehead near the hairline at an angle to the ground electrode 1 in such a way that a possible there is a large distance between the electrodes 1 and 2.
  • the output voltage p (t) of the measuring device 10 is fed to a memory or Averager 20, which is in a controlling and controlled connection with a computing device 30.
  • the computing device 30 is also supplied with an output signal of an EKG amplifier 60, one input of which is also connected to ground (or to the ground electrode 1) and the other input to an ECG electrode which is designed and attached in a conventional manner 3 is coupled.
  • the computing device 30 is also connected to a timer 31 and to data output devices, a CRT 40, a printer 41 and a diskette station 42 being provided here to clarify the output options.
  • an alarm device 43 is also coupled to the computing device 30, which is put into operation when the scanned measured values meet certain criteria.
  • a holding device 50 is indicated, on which a subject can be placed.
  • a first upright position of a backrest of the holding device 50 shown with a solid line in FIG. 2
  • a second, reclined position in FIG. 2 with broken lines
  • This holding arrangement 50 serves to predefine a defined pressure difference in order to calibrate or calibrate the entire arrangement.
  • the measuring device 10 indicated in FIG. 1 is explained in more detail below with reference to FIG. 3.
  • the measuring device 10 comprises a modulator / demodulator part 11 in which a carrier frequency f is dependent on the two see the electrodes 1 and 2 existing ohmic and in particular ⁇ capacitive conditions is amplitude modulated and rectified.
  • the rectified output signal of the modulator / demodulator part 11 is fed to an amplifier or voltage doubler 12, which has a first low-pass filter 13 with an upper cut-off frequency of approximately 71 Hz for frequency-limited limitation of the useful signal, and a second low-pass filter 13 for suppressing the carrier frequency f mentioned at the beginning and a high-pass filter 15 is connected downstream, the cut-off frequency of which can be switched between the values 7.9 mHz and 450 mHz and which serves to suppress artifacts in the useful signal.
  • the high pass 15 is followed by an amplifier 16, the gain of which can be adjusted over a wide range.
  • a gain factor of K 23-230 is provided.
  • a linearization circuit 17 is connected downstream of the amplifier 16 and is tailored to the transmission characteristic of an ortocoupler 18, which is used for electrical isolation.
  • An impedance converter 19 is connected downstream of the ortocoupler 18.
  • the EKG amplifier 60 is explained in more detail below with reference to FIG. 4, although this EKG amplifier can be of a conventional type known per se.
  • the ECG amplifier 60 comprises a low pass 61 on the input side, to the input of which the ECG electrode 3 is connected.
  • the low pass 61 has a cutoff frequency of approximately 34 Hz and is used for RF suppression.
  • the low pass 61 is followed by a high pass 62, the cutoff frequency of which is approximately 0.16 Hz and which is used for DC suppression.
  • a "output of the high pass 62 is on
  • ECG preamplifier 63 whose gain factor can be set between 16 and 150 in the exemplary embodiment shown here and whose output signal at the input of a notch filter 64, which suppresses the mains frequency used at the installation site (50 or 60 Hz).
  • the output signal of the notch filter 64 is at the input of a high pass 65, which fulfills the same properties and the same purpose as the high pass 62.
  • the output signal of the EKG amplifier 66 is fed to the input of a low-pass filter 67 with a cut-off frequency of approximately 32 Hz, which is used to suppress harmonics.
  • the output signal of the low-pass filter 67 is fed to a linearization circuit 68, which is tailored to the characteristic of a downstream ortocoupler 69, which is used for electrical isolation.
  • the output signal of the ortocoupler 69 is fed to the input of a high-pass filter 70, which is used for DC suppression and has a cut-off frequency of approximately 0.22 Hz.
  • the output signal of the high-pass filter 70 is fed to the input of an impedance converter 71, the output signal of which - as shown in FIG. 1 - is fed to the computing circuit 30.
  • the modulator / demodulator device 11 shown in the block diagram in FIG. 3 is explained in more detail below with reference to FIG. 5.
  • the modulator / demodulator device 11 comprises a field effect transistor VI with two gates, one gate of which together with the drain terminal is at the positive operating voltage and the other gate of which is connected to ground via a capacitor C22.
  • the two gate connections are connected to one another via a capacitor C21.
  • the second gate connection is furthermore connected via a first inductor LI to the source connection of transistor VI, which in turn is connected via a second inductor L2 of the same size Mass lies.
  • the source connection is led via a capacitor C23 to the anode of a first diode D1, the cathode of which is connected to ground.
  • the anode of the first diode D1 is further connected to the cathode of a second diode D2, the anode of which is led via a resistor R23 to the output of the modulator / demodulator circuit 11, that is to say to the input of the amplifier 12.
  • the anode of the second diode D2 is further connected to ground via a parallel connection of a capacitor C24 and a resistor R31.
  • connection point of the two diodes D1 and D2 and the capacitor C23 is led via a capacitor C25 to the input of the modulator / demodulator circuit 11, that is to the discharge electrode 2.
  • the circuit shown in FIG. 5 functions in such a way that a frequency predetermined by the inductors LI and L2 and the capacitor C22 is generated with a certain amplitude, the amplitude of which is changed by the complex resistance that exists between the electrodes 1 and 2 is applied, the capacitance between electrodes 1 and 2 primarily playing a role with regard to the aforementioned amplitude modulation.
  • FIG. 6 represents measurements on a total of nine test subjects.
  • Each subject is assigned a letter ae.
  • Each of the individual representations ae comprises a multiplicity of averaged overflows, the starting point in time for averaging being derived from an EKG (obtained with the EKG amplifier 60).
  • the representation of The curve here is such that the signals p (t) are plotted from a point in time which is just before a first and absolute minimum value Pmin in the signal p (t).
  • the scale given in FIG. 6 is only given for a rough estimate of the actual conditions, since the absolute values are not important in the representation shown here.
  • Curves a-c in FIG. 6 all show signal profiles in subjects whose intracranial pressure can be described as normal. Such "normal curves" are characterized first of all by the fact that there is an essentially smooth curve between the first significant amplitude value Pmin, the first minimum shown in FIG. 6 and the second significant amplitude value Pl.
  • a third amplitude value P2 can be defined, which lies approximately in the middle between the second amplitude value Pl and a fourth amplitude value PI, which is defined at a local minimum with a subsequent miximal value P3.
  • the third amplitude value P2 can lie both within a smooth (falling) curve branch and also in a turning point (curve b) or even in a maximum (curve profile c). In all cases, however, the signal p (t) is lower in P2 than in P1.
  • the curves d-f which show waveforms p (t), which represent subjects with increased intracranial pressure, differ from the waveforms a-c in that the
  • Signal curve of p (t) is increased at the amplitude value P3. Otherwise, the amplitude values P2 are also lower than the amplitude values P1.

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Abstract

Zur Erfassung des intracraniellen Drucks im Schädel eines Probanden wird vorgeschlagen, am Schädel mindestens zwei Elektroden (1, 2) so zu befestigen, daß sie einen elektrischen Kontakt zum Schädel haben. Über eine Messeinrichtung (10) wird der zeitliche Verlauf eines elektrischen Widerstandes und/oder einer Kapazität zwischen den zwei Elektroden (1, 2) als elektrisches Signal (p(t)) gewonnen. Ein, einem Blutdruckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im wesentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgender Extremwert des elektrischen Signals wird als erster Amplitudenwert bestimmt. Ein zweiter Amplitudenwert wird aus dem elektrischen Signal (p(t)) gewonnen. Dieser Wert wird dort angenommen, wo das elektrische Signal zum ersten Mal nach dem ersten Amplitudenwert entweder ein Maximum oder einen Wendepunkt hat. Ein dritter Amplitudenwert wird aus dem elektrischen Signal nach dem zweiten Amplitudenwert gewonnen. Aus den Amplitudenwerten wird ein normierter Druckmeßwert zur weiteren Verwendung gewonnen. Durch diese Art der Messung ist es möglich, den intracraniellen Druck eines Probanden auf einfache, schnelle und kostengünstige Weise festzustellen und auch über längere Zeit hinweg zu beobachten, ohne den Probanden hierbei zu belasten.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Messung des intracraniellen Druckes in einem Schädel eines Probanden
Besehreibung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen eines intracraniellen Druckes in einem Schädel eines Probanden.
Der intracranielle Druck, also der Druck innerhalb des Schä¬ dels eines Menschen wird auf vielfältige Weise gemessen, wo¬ bei alle momentan durchgeführten Meßmethoden darauf basieren, daß der - als rundum geschlossener Kontainer betrachtete - Schädel mittels einer Bohrlochtrepanation geöffnet werden muß, um einen entsprechenden Meßaufnehmer einsetzen zu kön¬ nen. Der Aufwand hierfür ist erheblich, was wohl nicht weiter ausgeführt werden muß. Darüber hinaus sind die Meßergebnisse nur bedingt zuverlässig, da der Anbringungsort des Bohrlo¬ ches, die Art des Meßaufnehmers selbst und dessen sich über die Zeit verändernde Zustand und weitere Randbedingungen die Meßergebnisse erheblich beeinflußen können. Nicht-invasive Messungen werden bisher ausschließlich an Kindern vorgenom¬ men, deren Fontanelle noch nicht geschlossen ist, so daß die Kopfhautbewegung in diesem Bereich, die ja ein Maß für die Druckschwankungen darstellt, meßbar ist. Eine atraumatische Messung des intracraniellen Druckes über die Abnahme einer sogenannten "kapazitiven Pulswelle" ist aus Wiener klinische Wochenschrift, Heft 18, 28. September 1990, S. 543-547 be¬ kannt. Es hat sich aber gezeigt, daß die bekannte Meßmethode hinsichtlich ihrer Reproduzierbarkeit große Schwierigkeiten aufwirft.
Als weitere Möglichkeiten der nicht-invasiven Messung des in¬ tracraniellen Drucks werden die Messung der Schallübertragung durch den Schädel (Annais of a Biomedical Engeneering Vol. 23 pp 720 727, 1995) , die Messung der Dicke der Hirnhaut (Neuroscence Letters 198, pp 68-70, 1995) oder auch eine Art von Volumenmessung über Ultraschall (NASA Tech. Briefs, June 1994) beschrieben. Alle diese bekannten Verfahren sind jedoch aufwendig und ihre Resultate sind wenig befriedigend.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zu Grunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung des intracraniellen Drucks aufzuzeigen, die in einfacher Weise eine hinreichend genaue Bestimmung des intracraniellen Drucks erlauben.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Messung des in¬ tracraniellen Drucks in einem Schädel eines Probanden gelöst, das die folgenden Schritte umfaßt:
Am Schädel des Probanden werden mindestens zwei Elektroden so befestigt, daß sie einen elekrischen Kontakt zum Schädel ha¬ ben. Ein zeitlicher Verlauf eines elektrischen Widerstandes, insbesondere eines komplexen Widerstandes also eines ohmschen Widerstandes und einer Kapazität zwischen den mindestens zwei Elektroden wird als elektrisches Signal gewonnen. Ein, dem Blutdruckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im we¬ sentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgender Extremwert des elektrischen Signals wird als erster Amplitudenwert be¬ stimmt. Ein zweiter Amplitudenwert wird aus dem elektrischen Signal gewonnen, wo dieses zum ersten Mal nach dem ersten Am¬ plitudenwert entweder ein Maximum oder einen Wendepunkt hat. Ein dritter Amplitudenwert wird aus dem elektrischen Signal zu einem Zeitpunkt später als der zweite Amplitudenwert ge¬ wonnen. Aus den Amplitudenwerten wird ein normierter Druck¬ meßwert zur weiteren Verwendung gewonnen. Ein wesentlicher Punkt dieses Verfahrens liegt einerseits darin, daß in beson- ders einfacher Art und Weise und mit herkömmlichen Methoden eine Messung vorgenommen wird, die jederzeit von Nicht-Fach¬ leuten durchführbar ist. Während nämlich heute in der prakti¬ schen Medizin die Messung des Hirndrucks meist epidural mit¬ tels Miniaturdrucksonden erfolgt, also nur von Ärzten durch- geführt werden kann, ist das erfindungsgemäße Verfahren von jedem Sanitäter auch in einem Unfallrettungswagen durchführ¬ bar. Die durch das erfindungsgemäße Verfahren gewinnbaren Meßwerte können in vielerlei Weise weiterverwendet werden. Insbesondere ist es möglich, Veränderungen des Hirndrucks über längere Zeiträume zu verfolgen, ohne daß dadurch der Proband bzw. Patient belastet würde.
Aus dem zweiten Amplitudenwert und dem dritten Anplitudenwert kann ein Quotient gebildet werden, um den normierten Druck- meßwert zu gewinnen. Dadurch wird gewährleistet, daß die bei der Messung unvermeidbar auftretenden Streuungen der Absolut¬ werte, aus den verschiedensten Einflüssen wie körperliche Un¬ terschiede, unterschiedliche Elektrodenanbringungen usw., keinen Einfluß auf die Meßergebnisse haben.
Eine andere Möglichkeit, normierte Druckmeßwerte zu gewinnen, liegt in der Bildung eines Vektors derart, daß der Vektor aus einem Anfangspunkt beim zweiten Amplitudenwert und einem End¬ punkt beim dritten Amplitudenwert gebildet wird. Insbesondere die Richtung des Vektors spielt hierbei eine Rolle bei der
Berechnung des Druckmeßwertes. Dies gilt auch dann, wenn der Vektor aus einem Anfangspunkt beim ersten und einem Endpunkt beim zweiten Amplitudenwert gebildet wird. Der dritte Amplitudenwert wird bei einer bevorzugten Ausfüh¬ rungsform eine definierte Zeitspanne nach dem zweiten Ampli¬ tudenwert aus dem elektrischen Signal abgeleitet. Diese defi- nierte Zeitspanne kann man nun aus einem Zeitintervall zwi¬ schen dem zweiten Amplitudenwert und einem vierten Amplitu¬ denwert herleiten. Der vierte Amplitudenwert wird dort defi¬ niert, wo der Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit eine entgegengesetzte Krümmung zum Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit beim zweiten Amplitudenwert aufweist. Die oben erwähnte definierte Zeitspanne beträgt vorzugsweise in wesentlichen die Hälfte des Zeitintervalls.
Vorzugsweise werden die Meßwerte nicht aus Einzelereignissen, sondern aus Signalmittelwerten hergeleitet, die über eine
Vielzahl von elektrischen Signalen gemittelt wurden. Dadurch wird in ansich bekannter Weise die Meßgenauigkeit erheblich vergrößert.
Bei einer Ausführungsform der Erfindung wird der erste Ampli¬ tudenwert als sich wiederholender StartZeitpunkt für die Bil¬ dung des Signalmittelwertes verwendet . Besonders vorteilhaft ist es jeoch, am Probanden noch eine weitere Elektrode zur Gewinnung eines EKG anzubringen - was in den meisten Fällen ohnehin notwendig ist - und einen Wert im EKG zu definieren, der als sich wiederholender Startzeitpunkt für die Bildung der Signalmittelwerte Verwendung findet.
Zum Kalibrieren oder Eichen der Messung werden vorzugsweise ein erster und ein zweiter (normierter) Druckmeßwert gewonnen und zwar der erste Druckmeßwert in einer ersten und der zweite Druckmeßwert in einer zweiten Position des Probanden, wobei der Schädel des Probanden in der ersten Position rela¬ tiv zur räumlichen Position seines Herzens (insbesondere des- sen rechten Vorhofs) um einen definierten Betrag höher (oder niedriger) liegt als in der zweiten Position. Durch diese sehr einfache Veränderung der hydraulischen Verhältnisse kön¬ nen nunmehr Absolutmessungen durchgeführt werden. Die Elektroden zur Gewinnung des elektrischen Signals werden vorzugsweise an Positionen des Schädels des Probanden befe¬ stigt, die möglichst weit auseinanderliegen. Vorzugsweise wird darum die eine Elektrode im Bereich des Haaransatzes der Stirn des Probanden und die weitere Elektrode im Bereich hin¬ ter seinem Ohr angebracht. Es hat sich gezeigt, daß die so gewonnen Signale optimal verwertbar sind. Eine der zwei Elek¬ troden wird hierbei auf Masse gelegt, wobei vorzugsweise die auf Masse gelegte Elektrode auch gleichzeitig die Masseelek¬ trode für einen EKG-Ableitung bildet .
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich durch folgende Merkmale aus :
mindestens zwei Elektroden (1, 2) , die am Schädel des Probanden derart befestigbar sind, daß sie einen elek¬ trischen Kontakt zum Schädel haben,- eine Messeinrichtung (10) zum Gewinnen eines elektri- sehen Signals (p(t)) , welches einen zeitlichen Verlauf eines elektrischen Widerstandes und/oder einer Kapazität zwischen den mindestens zwei Elektroden (1, 2) dar¬ stellt; eine Speichereinrichtung (20) zum Speichern des elektri- sehen Signals (p(t) ) ; eine Recheneinrichtung (30) zum Bestimmen eines Extrem¬ wertes des elektrischen Signals (p(t)), der einem Blut- druckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im we¬ sentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgt und zum Bestimmen eines ersten Amplitudenwertes (Pmin) des Ex¬ tremwertes sowie zum Bestimmen eines zweiten Amplituden¬ wertes (Pl) aus dem elektrischen Signal (p(t)) dort, wo des elektrische Signal (p(t)) zum ersten Mal nach dem ersten Amplitudenwert (Pmin) entweder ein Maximum (p(t)=0) oder einen Wendepunkt (p*(t)=0) hat und zum Ge¬ winnen eines normierten Druckmeßwertes aus den Amplitu¬ denwerten (Pmin, Pl, P2) , und - Verwertungseinrichtungen, insbesondere eine Anzeigeein¬ richtung (40) , einen Drucker (41) und/oder eine Schreib¬ station zum Beschreiben von Datenträgern.
Weitere bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Abbildungen näher erläutert . Hierbei zeigen
Fig. 1 ein Blockschaltbild einer Ausführungsform einer
Vorrichtung zur Messung des intracraniellen Drucks im Schädel eines Probanden,
Fig. 2 eine Eich- oder Kalibriereinrichtung,
Fig. 3 ein Blockschaltbild eines Teils der in Fig. 1 ge¬ zeigten Meßanordnung,
Fig. 4 ein Blockschaltbild eines weiteren Teils der in
Fig. 1 gezeigten Anordnung,
Fig. 5 ein Datail-Schaltbild eines Teils der in Fig. 3 ge¬ zeigten Anordnung, und
Fig. 6 Meßdaten, die sich mit einer Anordnung nach Fig. 1 gewinnen lassen.
In der nachfolgenden Beschreibung werden gleiche oder gleich- wirkende Teile mit denselben Bezugsziffern bezeichnet.
Wie in Fig. 1 dargestellt umfaßt die Vorrichtung eine Meßein¬ richtung 10, an deren Eingängen eine Masseelektrode 1 sowie eine Ableitelektrode 2 liegen. Die Masseelektrode 1 wird hierbei z. B. hinter einem Ohr des Probanden, die Ableitelek¬ trode 2 auf der Stirn in der Nähe des Haaransatzes schräg ge¬ genüber der Masseelektrode 1 derart angebracht, daß ein mög- liehst großer Abstand zwischen den Elektroden 1 und 2 be¬ steht .
Die AusgangsSpannung p(t) der Meßeinrichtung 10 wird einem Speicher bzw. Averager 20 zugeführt, der mit einer Rechen¬ einrichtung 30 in steuernder und gesteuerter Verbindung steht. Der Recheneinrichtung 30 wird außerdem ein Ausgangssi¬ gnal eines EKG-Verstärkers 60 zugeführt, dessen einer Eingang ebenfalls auf Masse (bzw. an der Massenelektrode 1) liegt und dessen anderer Eingang an eine in üblicher Art und Weise aus¬ geführte und angebrachte EKG-Elektrode 3 gekoppelt ist.
Die Recheneinrichtung 30 steht weiterhin mit einem Zeitgeber 31 sowie mit Datenausgabeeinrichtungen in Verbindung, wobei hier ein CRT 40, ein Drucker 41 und eine Diskettenstation 42 zur Verdeutlichung der Ausgabemöglichkeiten vorgesehen sind. Darüberhinaus ist auch eine Alarmeinrichtung 43 an die Re¬ cheneinrichtung 30 gekoppelt, welche dann in Betrieb gesetzt wird, wenn die abgetasteten Meßwerte bestimmte Kriterien er- füllen.
In Fig. 2 ist eine Halteeinrichtung 50 angedeutet, auf welche ein Proband gesetzt werden kann. In einer ersten aufrechten Stellung einer Lehne der Halteeinrichtung 50 (in Fig. 2 mit durchgezogener Linie dargestellt) besteht eine erste Höhen¬ differenz Hl zwischen seinem Schädel und dem Herzen während in einer zweiten, zurückgelehnten Position (in Fig. 2 mit un¬ terbrochenen Linien angedeutet) eine zweite, geringere Höhen¬ differenz H2 zwischen dem Herzen und dem Schädel vorliegt. Diese Halteanordnung 50 dient dazu, einen definierten Druck¬ unterschied vorzugeben, um die Gesamtanordnung zu eichen bzw. zu kalibrieren.
Nachfolgend wird anhand von Fig. 3 die in Fig. 1 angedeutete Meßeinrichtung 10 näher erläutert.
Die Meßeinrichtung 10 umfaßt einen Modulator-/Demodulatorteil 11, in welchem eine Trägerfrequenz f abhängig von den zwi- sehen den Elektroden 1 und 2 vorliegenden ohmschen- und ins¬ besondere kapazitiven Verhältnissen amplitudenmoduliert und gleichgerichtet wird. Das gleichgerichtete Ausgangssignal des Modulator-/Demodulatorteils 11 wird einem Verstärker bzw. Spannungsverdoppler 12 zugeführt, welchem ein erster Tiefpass 13 mit einer oberen Grenzfrequenz von etwa 71 Hz zur fre¬ quenzmäßigen Begrenzung des Nutzsignals, ein zweiter Tiefpass 13 zur Unterdrückung der eingangs erwähnten Trägerfrequenz f und ein Hochpass 15 nachgeschaltet sind, dessen Grenzfrequenz zwischen den Werten 7,9 mHz und 450 mHz umschaltbar ist und der zur Unterdrückung von Artefakten im Nutzsignal dient.
Dem Hochpass 15 ist ein Verstärker 16 nachgeschaltet, dessen Verstärkung in einem weiten Bereich einstellbar ist. Beim hier gezeigten Ausführungsbeispiel wird ein Verstärkungsfak¬ tor von K=23-230 vorgesehen.
Dem Verstärker 16 ist eine Linearisierungsschaltung 17 nach¬ geschaltet, die auf die Übertragungskennlinie eines Orto- kopplers 18, der zur galvanischen Trennung dient, zugeschnit¬ ten ist. Dem Ortokoppler 18 ist ein Impedanzwandler 19 nach¬ geschaltet.
Nachfolgend wird der EKG-Verstärker 60 anhand von Fig. 4 nä- her erläutert, obwohl dieser EKG-Verstärker von herkömmli¬ cher, ansich bekannter Bauart sein kann.
Der EKG-Verstärker 60 umfaßt eingangsseitig einen Tiefpass 61, an dessen Eingang die EKG-Elektrode 3 angeschlossen ist. Der Tiefpass 61 weist eine Grenzfrequenz von etwa 34 Hz auf und dient zur HF-Unterdrückung.
Dem Tiefpass 61 ist ein Hochpass 62 nachgeschaltet, dessen Grenzfrequenz bei etwa 0,16 Hz liegt und welcher der DC-Un- terdrückung dient. A" Ausgang des Hochpasses 62 liegt ein
EKG-Vorverstärker 63 dessen Verstärkungsfaktor beim hier ge¬ zeigten Ausführungsbeispiel zwischen 16 und 150 einstellbar ist und dessen Ausgangssignal am Eingang eines Notchfilters 64 liegt, der die am Aufstellungsort verwendete Netzfrequenz (50 bzw. 60 Hz) unterdrückt.
Das Ausgangssignal des Notchfilters 64 liegt am Eingang eines Hochpasses 65, welcher die selben Eigenschaften und den sel¬ ben Zweck erfüllt wie der Hochpass 62.
Das Ausgangssignal des Hochpasses 65 ist auf den Eingang ei¬ nes EKG-Verstärkers 66 mit konstantem Verstärkungsfaktor (hier K=33) geführt. Das Ausgangssignal des EKG-Verstärkers 66 ist auf den Eingang eines Tiefpasses 67 mit einer Grenz- frequenz von etwa 32 Hz geführt, der zur Unterdrückung von Oberwellen dient. Das Ausgangssignal des Tiefpasses 67 ist auf eine Linearisierungsschaltung 68 geführt, welche auf die Kennlinie eines nachgeschalteten Ortokopplers 69 zuge¬ schnitten ist, welcher der galvanischen Trennung dient. Das Ausgangssignal des Ortokopplers 69 ist auf den Eingang eines Hochpassfilters 70 geführt, welches der DC-Unterdrückung dient und eine Grenzfrequenz von etwa 0,22 Hz aufweist. Das Ausgangssignal des Hochpassfilters 70 ist auf den Eingang ei¬ nes Impedanzwandlers 71 geführt, dessen Ausgangssignal - wie in Fig. 1 gezeigt - der Rechenschaltung 30 zugeführt wird.
Nachfolgend wird die in Fig. 3 im Blockschaltbild gezeigte Modulator-/Demodulatoreinrichtung 11 anhand von Fig. 5 näher erläutert .
Wie aus Fig. 5 ersichtlich umfaßt die Modulator- /Demodulatoreinrichtung 11 einen Feldeffekttrensistor VI mit zwei Gates, dessen eines Gate zusammen mit dem Drain-Anschluß auf der positiven Betriebsspannung liegt und dessen anderes Gate über einen Kondensator C22 auf Masse liegt. Die beiden Gate-Anschlüsse sind über einen Kondensator C21 miteinander verbunden.
Der zweite Gate-Anschluß liegt weiterhin über eine erste In¬ duktivität LI auf dem Source-Anschluß des Transistors VI, der wiederum über eine zweite, gleichgroße Induktivität L2 auf Masse liegt. Der Source-Anschluß ist über einen Kondensator C23 auf die Anode einer ersten Diode Dl geführt, deren Ka¬ thode auf Masse liegt. Die Anode der ersten Diode Dl ist wei¬ terhin mit der Kathode einer zweiten Diode D2 verbunden, de¬ ren Anode über einen Widerstand R23 zum Ausgang der Modula¬ tor-/Demodulatorschaltung 11, also zum Eingang des Verstär¬ kers 12 geführt ist. Die Anode der zweiten Diode D2 ist wei¬ terhin über eine Parallelschaltung eines Kondensators C24 und eines Widerstands R31 auf Masse geführt.
Der Verbindungspunkt der beiden Dioden Dl und D2 und des Kon¬ densators C23 ist über einen Kondensator C25 zum Eingang der Modulator-/Demodulatorschaltung 11, also zur Ableitelektrode 2 geführt.
Die in Fig. 5 gezeigte Schaltung funktioniert derart, daß eine durch die Induktivitäten LI und L2 und den Kondensator C22 vorgegebene Frequenz mit einer bestimmten Amplitude er¬ zeugt wird, die in ihrer Amplitude durch den komplexen Wider- stand verändert wird, der zwischen den Elektroden 1 und 2 an¬ liegt, wobei in erster Linie die Kapazität zwischen den Elek¬ troden 1 und 2 hinsichtlich der erwähnten Amplitudenmodula¬ tion eine Rolle spielt.
Es sei aber an dieser Stelle ausdrücklich erwähnt, daß nicht nur eine Messung der Kapazität zwischen den Elektroden 1 und 2 sondern auch des reellen, ohmschen Widerstandes zwischen den beiden Elektroden oder aber eine kombinierte Messung die¬ ser beiden Größen gemäß der vorliegenden Erfindung verwendbar ist.
Nachfolgend wird das erfindungsgemäße Verfahren anhand der Fig. 6 näher erläutert, welche Messungen an insgesamt neun Probanden darstellt. Hierbei ist jedem Probanden ein Buch- stabe a-e zugeordnet. Jede der Einzeldarstellungen a-e umfaßt eine Vielzahl von gemittelten Überläufen, wobei der Start¬ zeitpunkt der Mittelwertsbildung aus einem EKG (gewonnen mit dem EKG-Verstärker 60) hergeleitet wurde. Die Darstellung al- ler Kurven ist hierbei derart, daß die Signale p(t) von einem Zeitpunkt an aufgetragen sind, der kurz vor einem ersten und absoluten Minimalwert Pmin im Signal p(t) liegt. Der in Fig. 6 angegebene Maßstab ist nur zur groben Abschätzung der tatsächlichen Verhältnisse angegeben, da es auf die Absolut¬ werte bei der hier gezeigten Darstellung nicht ankommt.
Die Kurven a-c in Fig. 6 zeigen allesamt Signalverläufe bei Probanden, deren intracranieller Druck als normal bezeichnet werden kann. Derartige "Normalkurven" zeichnen sich zunächst dadurch aus, daß zwischen dem ersten signifikanten Amplitu¬ denwert Pmin, dem in Fig. 6 gezeigten ersten Minimum und dem zweiten signifikanten Amplitudenwert Pl ein im wesentlichen glatter Kurvenverlauf vorliegt.
Nach dem zweiten Amplitudenwert, dem Maximum bei Pl kann ein dritter Amplitudenwert P2 definiert werden, der in etwa in der Mitte zwischen dem zweiten Amplitudenwert Pl und einem vierten Amplitudenwert PI liegt, der bei einem lokalen Mini- mum mit einem darauffolgenden Miximalwert P3 definiert ist.
In den drei Kurvenverläufen a-c ist zu sehen, daß der dritte Amplitudenwert P2 sowohl innerhalb eines glatten (abfallenden) Kurvenzweigs als auch in einem Wendepunkt (Kurve b) oder gar in einem Maximum (Kurvenverlauf c) liegen kann. In allen Fällen ist aber das Signal p(t) bei P2 gerin¬ ger als bei Pl.
Die Kurven d-f, welche Signalverläufe p(t) zeigen, die an Probanden mit erhöhtem intracraniellen Druck darstellen, un- terseheiden sich von den Kurvenverläufen a-c dadurch, daß der
Signalverlauf von p(t) beim Amplitudenwert P3 erhöht ist. An¬ sonsten sind auch hier die Amplitudenwerte P2 niedriger als die Amplitudenwerte Pl.
Ganz anders ist das Bild der Signalverläufe p(t) , die an Pro¬ banden mit erhöhtem intracraniellem Druck abgeleitet wurden, wie sie in den Darstellungen der Fig. 6 g-i zu finden sind. Bei allen diesen Darstellungen ist ersichtlich, daß der dritte Amplitudenwert P2 immer höher ist als der zweite Am¬ plitudenwert Pl. Der vierte Amplitudenwert PI kann sogar auch noch höher sein als der dritte Amplitudenwert P2. Dies bedeu¬ tet, daß der zweite Amplitudenwert Pl eher als Wendepunkt denn als (lokales) Maximum erscheint, so daß man bei Bildung des Quotienten P2/P1 einen (normierten) Wert dafür erhält, ob noch ein "normaler" oder ein "abnormal erhöhter" intracra- nieller Druck vorherrscht, was dann der Fall ist, wenn dieses Verhältnis die Zahl 1 übersteigt. Wenn dies der Fall ist, insbesondere dann, wenn das Maß, um welches dieser Wert 1 überstiegen wird, außerhalb eines zulässigen Bereiches liegt, kann die in Fig. 1 angedeutete Alarmeinrichtung 43 angesteu¬ ert werden.
Weiterhin ist es auch möglich, die eingangs bereits beschrie¬ bene vektorielle Darstellung vorzunehmen, um festzustellen, ob der dritte Amplitudenwert P2 höher ist als der zweite Am¬ plitudenwert Pl. Dies ist nämlich regelmäßig dann der Fall, wenn die Steigung des Vektors von Pl nach P2 größer als Null wird. Eine weitere Möglichkeit die Kurve in einfacher Weise zu analysieren, liegt darin, daß die zweite Ableitung p(t) gebildet wird, welche bei den Kurvenverläufen g-i beim Amplitudenwert Pl den Wert Null hat. Darüber hinaus sind die Zeitintervalle zwischen dem ersten Amplitudenwert Pmin und dem zweiten Amplitudenwert Pl geringer als in den Kurvenver¬ läufen a-f, wie dies aus Fig. 6 deutlich hervorgeht.
Wenn man den intracraniellen Druck eines Probanden beobach¬ tet, also feststellen will, ob der Druck mit der Zeit an- steigt, was auf bestimmte Schäden hinweisen könnte, so ist es von Vorteil, wenn eine Kalibrierung oder Eichung vorgenommen wird.Vom Probanden werden dann in zwei verschiedenen Positio¬ nen Meßsignale abgeleitet, wobei in einer ersten Position der Kopf relativ zum Herzen höher liegt als in einer zweiten Po- sition. Durch ein solches Kippen kann der intracranielle
Druck von einem Normalwert (ein gesunder Proband steht auf¬ recht) gemäß Fig. 6 a auf einen Verlauf gemäß Fig. 6 g-i ge¬ bracht werden, wenn der Kopf des Probanden sehr tief liegt, der Proband z. B. einen Kopfstand macht. Ein solcher Kurven¬ verlauf dürfte natürlich nie auftreten, wenn der Proband sitzt oder liegt.
Bezugszeichenliste
1 Masse-Elektrode
2 Ableit-Elektrode 3 EKG-Elektrode
10 Messeinrichtung
11 Modulator-/Demodulatorschaltung
12 Verstärker
13 Tiefpass (71 Hz) 14 Tiefpass (Unterdrückung f)
15 Hochpass 7,9 mHz / 0,45 Hz
16 Verstärker
17 Linearisierung
18 galvanische Trennung 19 Impedanzwandler
20 Speicher
30 Recheneinrichtung 31 Zeitgeber
40 CRT 41 Drucker
42 Diskettenstation
43 Alarmeinrichtung
50 Halteeinrichtung
60 EKG-Verstärker 61 Tiefpass 34 Hz, HF-Unterdrückung
62 Hochpass 0,16 Hz, DC-Unterdrückung
63 EKG-Vorverstärker
64 Notchfilter
65 Hochpass, DC-Unterdrückung 66 EKG-Verstärker
67 Tiefpass 32 Hz, Oberwellenunterdrückung
68 Linearisierung
69 galvanische Trennung Hochpass, DC-Unterdrückung 0,22 Hz Impedanzwandler

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Messung eines intracraniellen Druckes
(ICP) in einem Schädel eines Probanden, umfassend die Schritte
- am Schädel des Probanden werden mindestens zwei Elektro¬ den so befestigt, daß sie einen elektrischen Kontakt zum Schädel haben; ein zeitlicher Verlauf eines elektrischen Widerstandes und/oder einer Kapazität zwischen den mindestens zwei Elektroden wird als elektrisches Signal (p(t) ) gewonnen; ein, einem Blutdruckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im wesentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgender Extremwert des elektrischen Signals wird als erster Amplitudenwert (Pmin) bestimmt; - ein zweiter Amplitudenwert (Pl) wird aus dem elektri¬ schen Signal (p(t)) gewonnen, wo dieses zum ersten Mal nach dem ersten Amplitudenwert (Pmin) entweder ein Maxi¬ mum (p(t) = 0) oder einen Wendepunkt (*p(t) = 0) hat; ein dritter Amplitudenwert (P2) wird aus dem elektri- sehen Signal nach dem zweiten Amplitudenwert gewonnen; aus den Amplitudenwerten (Pmin, Pl, P2) wird ein nor¬ mierter Druckmeßwert zur weiteren Verwertung gewonnen.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei aus dem zweiten Amplitudenwert (Pl) und dem drit¬ ten Amplitudenwert (P2) ein Quotient (P2/P1) gebildet wird, um den normierten Druckmeßwert zu gewinnen.
3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei zur Bildung eines Vektors ein Anfangspunkt für den Vektor beim zweiten Amplitudenwert (Pl) und ein Endpunkt für den Vektor beim dritten Amplitudenwert (P2) gebildet und aus dem Vektor der normierte Druckmeßwert gebildet werden.
4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei zur Bildung eines Vektors ein Anfangspunkt für den Vektor beim ersten Amplitudenwert (Pmin) und ein End¬ punkt für den Vektor beim zweiten Amplitudenwert (Pl) gebildet und aus dem Vektor der normierte Druckmeßwert gebildet werden.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Zeitspanne nach dem zweiten Amplitudenwert (Pl) definiert wird, nach welcher der dritte Amplituden¬ wert (P2) vom elektrischen Signal (p(t)) abgetastet wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Verlauf des elektrischen Signals (p(t)) über die Zeit untersucht und ein vierter Amplitudenwert (PI) dort definiert werden, wo der Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit eine entgegengesetzte Krümmung zum Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit beim zweiten Amplitudenwert (Pl) aufweist und wobei die defi¬ nierte Zeitspanne aus dem Zeitintervall zwischen dem zweiten Amplitudenwert (Pl) und dem vierten Amplituden¬ wert (PI) hergeleitet wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die definierte Zeitspanne im wesentlichen die Hälfte des Zeitintervalls beträgt.
8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei zur Bildung eines Signalmittelwertes über eine Vielzahl von elektrischen Signalen (p(t)) gemittelt wird.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei der erste Amplitudenwert (Pmin) als sich wiederho¬ lender Startzeitpui :t für die Bildung des Signalmittel¬ wertes verwendet wird.
10. Verfahren nach Anspruch 8, wobei am Probanden mindestens eine weitere Elektrode zur Gewinnung eines EKG angebracht und ein Wert im EKG defi¬ niert werden, der als sich wiederholender Startzeitpunkt für die Bildung des Signalmittelwertes verwendet wird.
11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei zum Kalibrieren oder Eichen der Messung mindestens ein erster und ein zweiter normierter Druckmeßwert in mindestens einer ersten und einer zweiten Position des
Probanden gewonnen werden, wobei der Schädel des Proban¬ den in der ersten Position relativ zur räumlichen Posi¬ tion des Herzens des Probanden, insbesondere des rechten Vorhofs des Herzens, um einen definierten Betrag höher liegt als in der zweiten Position.
12. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die mindestens zwei Elektroden an Positionen des Schädels des Probanden befestigt werden, die möglichst weit auseinanderliegen.
13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei eine Elektrode im Bereich des Haaransatzes der Stirn des Probanden und eine Elektrode im Bereich hinter einem Ohr des Probanden angebracht werden.
14. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine der mindestens zwei Elektroden auf Masse oder Erde gelegt wird.
15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die auf Masse oder Erde gelegte Elektrode eine Masseelektrode für eine gleichzeitige EKG-Ableitung bil¬ det.
16. Vorrichtung zur Messung eines intracraniellen Druckes
(ICP) in einem Schädel eines Probanden, umfassend - mindestens zwei Elektroden (1, 2) , die am Schädel des Probanden derart befestigbar sind, daß sie einen elektrischen Kontakt zum Schädel haben; eine Messeinrichtung (10) zum Gewinnen eines elektri- sehen Signals (p(t)) , welches einen zeitlichen Verlauf eines elektrischen Widerstandes und/oder einer Kapazität zwischen den mindestens zwei Elektroden (1, 2) dar¬ stellt;
- eine Speichereinrichtung (20) zum Speichern des elektri- sehen Signals (p(t)) ; eine Recheneinrichtung (30) zum Bestimmen eines Extrem¬ wertes des elektrischen Signals (p(t)) , der einem Blut¬ druckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im we¬ sentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgt und zum Bestimmen eines ersten Amplitudenwertes (Pmin) des Ex¬ tremwertes sowie zum Bestimmen eines zweiten Amplituden¬ wertes (Pl) aus dem elektrischen Signal (p(t)) dort, wo das elektrische Signal (p(t)) zum ersten Mal nach dem ersten Amplitudenwert (Pmin) entweder ein Maximum (p(t)=0) oder einen Wendepunkt (p(t)=0) hat und zum Ge¬ winnen eines normierten Druckmeßwertes aus den Amplitu¬ denwerten (Pmin, Pl, P2) , und
Verwertungseinrichtungen, insbesondere eine Anzeigeein¬ richtung (40) , einen Drucker (41) und/oder eine Schreib- Station zum Beschreiben von Datenträgern.
17. Vorrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß aus dem zweiten Amplituden- wert (Pl) und dem dritten Amplituc anwert (P2) ein Quoti¬ ent (P2/P1) gebildet wird, um den armierten Druckme߬ wert zu gewinnen.
18. Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß zur Bildung eines Vektors ein Anfangspunkt für den Vektor beim zweiten Amplitudenwert (Pl) und ein Endpunkt für den Vektor beim dritten Amplitudenwert (P2) gebildet und aus dem Vektor der normierte Druckmeßwert gebildet werden.
19. Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß zur Bildung eines Vektors ein Anfangspunkt für den Vektor beim ersten Amplitudenwert (Pmin) und ein End¬ punkt für den Vektor beim zweiten Amplitudenwert (Pl) gebildet und aus dem Vektor der normierte Druckmeßwert gebildet werden.
20. Vorrichtung nach Anspruch 16, umfassend eine Zeitvorgabeeinrichtung (31) zur Vorgabe einer Zeitspanne nach dem zweiten Amplitudenwert (Pl) , wobei die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß der dritte Amplitudenwert (P2) vom elektrischen Si¬ gnal nach der vorgegebenen Zeitspanne abgetastet wird.
21. Vorrichtung nach Anspruch 20, wobei die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß der Verlauf des elektrischen Signals (p(t)) über die Zeit untersucht und ein vierter Amplitudenwert (Pl) dort definiert werden, wo der Verlauf des elektrischen Si¬ gnals über die Zeit eine entgegengesetzte Krümmung zum Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit beim zweiten Amplitudenwert (Pl) aufweist und wobei die Re¬ cheneinrichtung (30) weiterhin derart ausgebildet ist, daß die definierte Zeitspanne aus dem Zeitintervall zwi¬ schen dem zweiten Amplitudenwert (Pl) und dem vierten Amplitudenwert (PI) hergeleitet wird.
22. Vorrichtung nach Anspruch 21, wobei die Zeitvorgabeeinrichtung (31) derart ausgebildet ist, daß die definierte Zeitspanne im wesentlichen die Hälfte des Zeitintervalls beträgt.
23. Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei die Meßeinrichtung (10) , die Speichereinrichtung (20) und die Recheneinrichtung (30) zur Bildung eines Signalmittelwertes über eine Vielzahl von elektrischen Signalen (p(t)) ausgebildet sind.
24. Vorrichtung nach Anspruch 23, wobei die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß der erste Amplitudenwert (Pmin) als sich wiederho¬ lender Startzeitpunkt für die Bildung des Signalmittel¬ wertes ermittelbar ist .
25. Vorrichtung nach Anspruch 23, wobei eine weitere Elektode (3) und eine daran ange¬ schlossene Meßeinrichtung (4) zur Gewinnung eines EKG vorgesehen sind, wobei die Recheneinrichtung (30) derart ausgebildet ist, daß ein Wert im EKG definiert wird, der als sich wiederholender Startzeitpunkt für die Bildung des Signalmittelwertes verwendet wird.
26. Vorrichtung nach Anspruch 16, umfassend eine Halteeinrichtung (50) zum Lagern des Pro¬ banden in mindestens zwei Positionen, wobei der Schädel des Probanden in der ersten Position relativ zur räumli¬ chen Position des Herzen des Probanden insbesondere des rechten Vorhofs des Herzen um einen definierten Betrag höher liegt als in der zweiten Position derart, daß zum
Kalibrieren oder Eichen der Messung mindestens ein er¬ ster und ein zweiter normierter Druckmeßwert in der er¬ sten und der zweiten Position gewonnen werden können.
27. Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei die mindestens zwei Elektroden (1,2) derart ausge¬ bildet sind, daß sie an möglichst weit auseinander lie¬ genden Positionen des Schädels des Probanden befestigbar sind.
28. Vorrichtung nach Anspruch 27, wobei eine Elektrode (1) der mindestens zwei Elektroden (1, 2) auf Masse oder Erde liegt.
29. Vorichtung nach Anspruch 28, wobei die auf Masse oder Erde gelegte Elektrode (1) an einen Masseeingang einer Messeinrichtung (4) zum Gewin¬ nen eines EKG gelegt ist.
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