DE69623304T2

DE69623304T2 - Gerät zur invivo nichtinvasiven messung eines biologischen parameters von einer körperflüssigkeit einer person oder eines tieres

Info

Publication number: DE69623304T2
Application number: DE69623304T
Authority: DE
Inventors: Gebhard Goovaerts; Martin Heethaar
Original assignee: A J van Liebergen Holding BV
Current assignee: A J van Liebergen Holding BV
Priority date: 1995-09-26
Filing date: 1996-09-25
Publication date: 2003-07-31
Anticipated expiration: 2016-09-26
Also published as: EP0855875B1; IL123763A; NO981304L; IL123763A0; JPH11511371A; WO1997011638A3; WO1997011638A2; AU7146996A; NO981304D0; ATE222726T1; NL1001282C2; EP0855875A2; JP3935937B2; DE69623304D1; US6339722B1; ES2183010T3; NO325522B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur nicht-invasiven in-vivo-Messung eines biologischen Parameters hinsichtlich eines Körperfluids einer Person oder eines Tieres, wobei die Vorrichtung mit zumindest zwei Paaren von Elektroden versehen ist, die auf der Haut eines Körperteils zu plazieren sind, einem Paar von Eingangselektroden zum Zuführen eines Meßwechselstroms zu dem Körperteil und einem Meßpaar von Elektroden zum Messen der Spannung an den Elektroden des Meßpaares von Elektroden, die eine Stromquelle, die den Meßwechselstrom liefert, einen Konverter für die Umwandlung der Meßspannung in ein Bioimpedanzsignal, das ein Maß für die Bioimpedanz des Körperteils ist, und eine Einrichtung für die Erzeugung von Signalen aufweist, die ein Maß für weitere Variablen bilden, mit deren Hilfe der Parameter unter Verwendung des Rechenmodels bestimmt werden kann, wobei die Signale ein Signal umfassen, das ein Maß für die Zeitableitung des Bioimpedanzsignals bildet.
Eine derartige Vorrichtung ist aus der internationalen Patentanmeldung WO-A-90/00367 bekannt. Diese bekannte Vorrichtung wird verwendet, um eine Anzahl biologischer Parameter des Thorax eines Patienten mittels einer Bioimpedanzmessung zu bestimmen. Die Messung ist jedoch ziemlich ungenau, da die Fluidverteilung in dem Patienten nicht berücksichtigt wird. Mit der bekannten Vorrichtung gibt es auch eine lokale Bioimpedanzmessung, wobei dies für die Bestimmung eines durchschnittlichen Arteriendrucks verwendet wird.
Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, die Meßergebnisse, die verfügbar werden, wenn diese Vorrichtung verwendet wird, auf eine derartige Weise anzuwenden, daß der biologische Parameter genauer bestimmt werden kann.
Zu diesem Zweck ist die Vorrichtung der Erfindung dadurch gekennzeichnet, daß die Stromquelle oder Stromquellen eine elektrisch symmetrische Konfiguration aufweisen und mit einer galvanischen Trennung hinsichtlich der Instrumentenmasse versehen sind und geeignet zum Erzeugen eines Meßstroms sind, der bei zumindest zwei Frequenzen, nämlich einer niedrigen Frequenz und einer hohen Frequenz, in einem Frequenzbereich von bis zu etwa 2000 kHz eine konstante Amplitude aufweist. Dies liefert unabhängig Messungen und reduziert Interferenzwirkungen, die durch eine elektromagnetische Strahlung bei hohen Frequenzen bewirkt werden. Es wird angemerkt, daß die galvanische Trennung der Stromquellen an sich in der Technik bekannt ist, siehe z. B. den Artikel in Med. & Biol. Engineering & Computing, Band 28 (1990), Januar, Nr. 1 mit dem Titel: "Two-frequency impedance plethysmograph: real and imaginary parts". Fig. 2a dieser Anmeldung zeigt eine galvanische Trennung der Stromquellen und des Meßteils des Instrumentes. Die Konfiguration jedoch verwendet hierzu drei separate Transformatoren, an denen große Streukapazitäten haften, die der Genauigkeit des Instrumentes abträglich sind.
Die biologischen Parameter, die mittels der Vorrichtung gemäß der Erfindung bestimmt werden können, umfassen vorzugsweise die Messung eines Kreislaufparameters und vorzugsweise des Schlagvolumens eines Herzens. Ferner die sogenannte Herzausgabeleistung, die von dem Schlagvolumen und dem Herzrhythmus abgeleitet wird, den sogenannten Herzindex, die Ausstoßzeit des linken Ventrikels, die Ausstoßzeit des rechten Ventrikels, den Vorausstoßzeitraum, den Heather- Index, den Beschleunigungsindex und eine venöse Occlusions- Plethysmographie. Diese Ausdrücke sind Fachleuten bekannt und erfordern keine weitere Erklärung. Andere biologische Parameter, die mittels der Vorrichtung bestimmt werden können, sind z. B. die Verteilung zwischen extrazellulären und intrazellulären Körperfluiden und die Verteilung eines Fluids während eines septischen Schocks.
Es ist zu beobachten, daß das Anwenden mehrerer Frequenzen für die Bestimmung eines biologischen Parameters als solches bekannt ist.
In dem Artikel "Multiple frequency system for body composition measurement", Proc. of the Int. Conf. of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Band 15, Okt. 1993, Seiten 1020, 1021, werden Ströme mit unterschiedlichen Frequenzen für die Messung und Bestimmung eines Körperparameters verwendet. Die Maximalfrequenz beträgt jedoch nur 100 kHz, wobei keine Maßnahmen zum Bekämpfen von Strahlungsproblemen gegeben sind. Die Veröffentlichung ist auf die Bestimmung von Veränderungen des Blaseninhaltes beschränkt.
Der Artikel "Two-frequency impedance plethysmograph: real and imaginary parts", Med. & Biol. Engineering & Computing, 28 (1990) Januar, Nr. 1, Seiten 38-42 beschreibt ein Mehrfrequenzmeßsystem für die Analyse von Fluidvolumenverhältnissen in dem Thorax, wobei zwei unterschiedliche Frequenzen verwendet werden, die eine maximale Meßfrequenz von lediglich 110 kHz aufweisen.
Der Artikel "Microprocessor-based system for measurement of electrical impedance during haemodialysis and in postoperative care", Med. & Biol. Engineering & Computing 26 (1988) Januar, Nr. 1, Seiten 75-80 beschreibt ein System für eine vierpolige Impedanz-Plethysmographie für die Bestimmung eines Fluids und der Fluidvolumenverhältnisse in dem Thorax. Drei Oszillatoren werden zu diesem Zweck verwendet, von denen zwei bei 2,5 bzw. 100 kHz arbeiten und einer dritter eine Oszillationsfrequenz von 1 kHz bis 1 MHz aufweist.
Die US-Patentspezifizierung 4,870,578 beschreibt eine Vorrichtung für die Bestimmung des Schlagvolumens eines Herzens mittels einer Bioimpedanzmessung. Die Vorrichtung gemäß dieser Anmeldung weist eine Einrichtung zum Senden einer Konstante, eines Hochfrequenz-Stroms, durch den Thorax einer zu untersuchenden Person, sowie eine Einrichtung zum Messen einer sich ergebenden induzierten Spannung über den Thorax auf, wobei von diesem Signal die Impedanz des bestimmten Thorax abgeleitet wird. Aus dieser Impedanz wird die Zeitableitung bestimmt, wobei ein begrenzter Zeitabschnitt dieser Zeitableitung nachfolgend als ein Maß für das Schlagvolumen des Herzens in dem Thorax dient.
Die US-Patentspezifizierung 5,309,917 erläutert eine weitere Entwicklung eines derartigen Bioimpedanz-Meßsystems ausgehend von den bekannten Verfahren einer Bestimmung gemäß Kubicek und Sramek.
Gemäß Kubicek wird das Schlagvolumen des Herzens durch folgende Formel bestimmt:
Bei dieser Formel ist ρ der spezifische Widerstand von Blut, L ist die Entfernung, in der die Elektroden zum Messen der Spannung plaziert sind, Z&sub0; ist der durchschnittliche Thoraxwiderstand und VET ist die Ventrikelausstoßzeit. Die Stromquelle liefert einen Strom, der eine Frequenz von etwa 100 kHz aufweist.
Eine alternative Form, gemäß der das Schlagvolumen bestimmt wird, wird von Sramek geliefert:
wobei VEPT das Volumen des Thorax ist, das an der elektrischen Leitung teilnimmt. Dieses Volumen hängt von der Größe und dem Gewicht der bestimmten Person ab.
Die allgemeine Formel für das Schlagvolumen kann folgendermaßen ausgedrückt werden:
wobei η ein Personalformfaktor ist und u ein Korrekturfaktor zur Ödembildung in dem Thorax.
Gemäß der US 5,309,917 wird ein Zeit-Frequenz-Diagramm für die gemessene Zeitableitung des Bioimpedanzsignals bestimmt. Das Schlagvolumen des Herzens wird dann aus diesem Frequenz-Diagramm abgeleitet, während angenommen wird, daß das Schlagvolumen von der vergangenen Zeit zwischen dem ersten Frequenzsignal in dieser Verteilung und dem Zeitpunkt abhängt, zu dem die Zeitableitung des Bioimpedanzsignals den maximalen Wert erreicht.
Eine optimale Trennung von Meßergebnissen, die bei den zwei unterschiedlichen Signalen verfügbar werden, wird erzielt, da die niedrige Frequenz fl in der Region von etwa 1-64 kHz ist und die hohe Frequenz fh in der Region von etwa 32-2000 kHz ist, derart, daß in allen Fällen fl kleiner als fh ist. Durch ein derartiges Wählen der Meßfrequenzen ist der Unterschied der Empfindlichkeit für beide Situationen optimal. Die Ströme mit relativ niedriger Frequenz werden hauptsächlich durch das extrazelluläre Fluid übertragen, während die Ströme mit hoher Frequenz auch durch das intrazelluläre Fluid übertragen werden. Eine Fluidverteilung kann z. B. mittels des sogenannten Cole-Cole-Modells, das auf einer Nyquist-Analyse eines einfachen Äquivalentstromdiagramms des Thorax basiert, basierend auf einer Parallelschaltung einer reinen Widerstandskomponente für die relativ niedrigen Frequenzen und für die hohen Frequenzen einer Serienschaltung einer Widerstands- und einer Kapazitivkomponente analysiert werden. Folglich liefern durch ein Anwenden der bekannten Formeln für die Bestimmung des Schlagvolumens und anderer biologischer Parameter unterschiedliche Frequenzen unabhängige Messungen für diese Parameter. Diese Messungen liefern Informationen über den oben erwähnten Korrekturfaktor u. Mit der Hilfe der gemessenen Impedanz Z&sub0; oder durch die Bestimmung des gemessenen Phasenwinkels φ kann das Verhältnis von intrazellulärem und extrazellulärem Fluid bei unterschiedlichen Frequenzen bestimmt werden.
Vorzugweise ist die Stromquelle für eine gleichzeitige Erzeugung der beiden Frequenzen geeignet. Dies weist den Vorteil auf, daß die Zeit, die der Patient zur Messung mit der Vorrichtung verbunden sein muß, verkürzt wird.
Zusätzlich ist es wünschenswert, daß eine Einrichtung für die Bestimmung einer maximalen Phasenverschiebung zwischen dem Meßstrom und der Meßspannung als eine Funktion der Frequenz bereitgestellt wird. Dies ermöglicht es, daß die elektrische Übertragungsfunktion des bestimmten Körperteils bestimmt werden kann, wobei die Winkelfrequenz die unabhängige Variable ist. Dies ermöglicht gleichzeitig die Bestimmung des Verhältnisses zwischen intrazellulärem und extrazellulärem Fluid, da dieses Verhältnis direkt auf die Frequenz bezogen ist, beider der Phasenwinkel bei einem Maximum ist. Bei gesunden Testpersonen beträgt dieser maximale Phasenwinkel etwa 9-10º bei 70 kHz. Dies entspricht einem intrazelluläres/extrazelluläres-Fluid-Verhältnis von 3 : 7. Bei septischen Patienten beträgt der maximale Phasenwinkel z. B. zwischen 3 und 6º.
Ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Vorrichtung gemäß der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung vier Paare von Elektroden aufweist, zwei Paare von Elektroden, die zum Nehmen einer transversalen Bioimpedanzmessung beabsichtigt sind, und zwei Paare von Elektroden, die zum Nehmen einer lokalen Bioimpedanzmessung beabsichtigt sind. In dem Fall, daß die Messung hinsichtlich des Thorax ausgeführt wird, sollte die lokale Bioimpedanzmessung an einem Ort ausgeführt werden, der entfernt von dem Herzen ist.
Der Ausdruck "transversale Messung", wie er hier verwendet wird, zeigt eine Messung an, bei der der Strom im wesentlichen längs entlang der zu untersuchenden Person läuft.
Die gerade erläuterte Messung ermöglicht es, daß aufgrund der unterschiedlichen Testergebnisse des Herzkreislaufsystems bei einer relativ niedrigen und einer relativ hohen Frequenz eine weitere Korrektur hinsichtlich der resultierenden Messungen ausgeführt wird. Bei einer lokalen Bioimpedanzmessung wird so eine Meßprüfung erzielt, bei der der Interferenzeinfluß des Herzkreislaufsystems beseitigt wird. Auf diese Weise erzeugt die lokale Messung ein Korrektursignal, um die transversale Messung auszugleichen.
Die Vorrichtung ist vorzugsweise mit einer Verbindungseinrichtung zum In-Serie-Schalten der Stromquelle und des Wandlers versehen, um die lokale Bioimpedanzmessung und die transversale Bioimpedanzmessung nacheinander auszuführen. Dies begrenzt die Anzahl von Komponenten, die die Vorrichtung aufweist, wobei durch ein allzeitiges Verwenden der gleichen Systemteile eine optimal reproduzierbare Messung erzielt wird.
Bei einem anderen Ausführungsbeispiel ist die Vorrichtung gemäß der Erfindung dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung eine Stromquelle oder Stromquellen aufweist, die geeignet für die gleichzeitige Erzeugung von Signalen bei zwei niedrigen Frequenzen und zwei hohen Frequenzen sind, um die Unannehmlichkeiten für einen Patienten, der untersucht wird, einzuschränken. Diese Frequenzen variieren alle zwischen etwa 4 und 2000 kHz, wobei eine erste niedrige Frequenz und eine erste hohe Frequenz mit ersten beiden Paaren von Elektroden gekoppelt sind, um die lokale Bioimpedanzmessung auszuführen, und wobei die zweite niedrige Frequenz und die zweite hohe Frequenz mit den zweiten beiden Paaren von Elektroden gekoppelt sind, um die transversale Bioimpedanzmessung auszuführen. Auf diese Weise können beide Messungen gleichzeitig ausgeführt werden.
Es ist weiter wünschenswert, daß der Meßverstärker oder die Meßverstärker elektrisch symmetrisch konfiguriert sind und mit einer galvanischen Trennung hinsichtlich der Instrumentenerde versehen sind. Dies erhöht die Beständigkeit gegenüber Gleichtakt-Interferenzsignalen.
Außerdem ist die Eingangsstufe der Vorrichtung induktiv gekoppelt, wodurch eine Übertragung des Interferenzsignalrestes reduziert wird.
Die Erfindung wird nun Bezug nehmend auf die Zeichnungen weiter erläutert, in denen:
Fig. 1a schematisch eine erste Meßanordnung der Vorrichtung gemäß der Erfindung darstellt;
Fig. 1b schematisch eine zweite Meßanordnung der Vorrichtung gemäß der Erfindung darstellt;
Fig. 2 ein Beispiel des Fortgangs von Meßsignalen zeigt, die durch die Vorrichtung gemäß der Erfindung wahrgenommen werden;
Fig. 3a schematisch die Stromquelle der Vorrichtung gemäß der Erfindung darstellt;
Fig. 3b schematisch eine Nicht-Niedrigstrahlungs- Stromquelle gemäß dem Stand der Technik darstellt;
Fig. 3c schematisch eine Niedrigstrahlungs-Stromquelle gemäß der Erfindung darstellt;
Fig. 4 schematisch die Eingangsstufe der Vorrichtung gemäß der Erfindung darstellt;
Fig. 5 schematisch eine intra- und extrazelluläre Leitung, das sogenannte Cole-Cole-Modell mit einem entsprechenden Vector-Diagramm (5b) und Bode- Diagrammen der Amplitude (5c) und der Phase (5d) darstellt; und
Fig. 6 ein Ausführungsbeispiel der Konverter zeigt, die bei der Vorrichtung gemäß der Erfindung verwendet werden.
Fig. 1a zeigt ein Blockdiagramm eines Ausführungsbeispiels der Vorrichtung zum Ausführen gleichzeitiger Messungen bei einem Patienten 1. Mittels Stromversorgungselektroden 2 und 3 wird ein Strom von einer Stromquelle 7 zu einem Patienten 1 geführt. Die Spannung, die daraus resultiert, daß ein Strom durch das Gewebe der Testperson 1 fließt, wird mittels eines Paares von Elektroden 4 und 5 gemessen, die mit einem Differenzverstärker 6 verbunden sind. Die Elektroden 4 und 5 dienen zu der transversalen Messung. Stromeingangselektroden 8 und 9 sind lokal an dem Patienten 1 plaziert und mit einer Stromquelle 12 verbunden. Die resultierende Spannung über das Gewebe zwischen den Elektroden wird mittels der Elektroden 10 und 11 gemessen, die mit einem Differenzverstärker 13 verbunden sind. Die Elektroden 10 und 11 dienen zur lokalen Messung.
Der Ausgang des Differenzverstärkers 6 wird in ein Berechnungselement 14 geführt, das ein elektrisches Bioimpedanzsignal Z&sub1; (t) liefert, das direkt auf die Bioimpedanz des Thorax des Patienten 1 als eine Funktion der Zeit und eines Phasensignals φ&sub1; bezogen ist, das direkt auf den Phasenunterschied zwischen dem Strom, der mittels einer Stromquelle 7 zugeführt wird, und der Spannung, die durch die Elektroden 4 und 5 gemessen wird, bezogen ist. Ähnlich wird der Ausgang des Differenzverstärkers 13 dem Berechnungselement 15 zugeführt, das ein elektrisches Bioimpedanzsignal Z&sub2; (t) liefert, das direkt auf die Bioimpedanz eines lokal gemessenen Körperteils als eine Funktion der Zeit und ein Phasensignal φ&sub2; bezogen ist, das direkt auf den Phasenunterschied zwischen dem Strom, der in den Körperteil geführt wird, und der resultierenden Spannung über dieses Körperteil, gemessen mittels der Elektroden 10 und 11, bezogen ist.
Das elektrische Bioimpedanzsignal Z&sub1; (t) und das Phasensignal φ&sub1; werden in einen Prozessor 17 geleitet, um einen Parameter zu bestimmen, der unten identifiziert werden soll. Die Frequenz und möglicherweise die Amplitude der Stromquelle 7 werden vorzugsweise durch den Prozessor 17 gesteuert. Um die notwendigen Operationen auszuführen, wird das Elektrokardiogramm (EKG), das an der Ausgangsseite des Differenzverstärkers 6 oder von einem separaten EKG-Verstärker (nicht gezeigt) erhalten wird, in den Prozessor 17 geleitet. Ähnlich werden die Signale Z&sub2; (t) und φ&sub2; zur Bestimmung der Fluidverteilung in dem lokal gemessenen Körperteil in den Prozessor 16 geführt. Die resultierenden Parameter werden dann zur Bestimmung von Korrekturfaktoren bei den durch den Prozessor 17 ausgeführten Operationen in den Prozessor 17 geführt. Das oben erwähnte EKG dient auch zur Verbesserung der Genauigkeit. Der Ausgang des Prozessors 17, der die erwünschten Parameter zeigt, ist zu Anzeige- und Registrierungszwecken mit einem Indikator 18 verbunden.
Fig. 1b zeigt die Schaltung, die geeignet zur aufeinanderfolgenden Messung bei dem Patienten 1 ist. Die Funktionen der Blöcke 6, 7, 14, 17 und 18 wurden bereits erläutert. Der Schalter 19 wird durch den Prozessor 17 zum Ausführen einer aufeinanderfolgenden Messung der Thorax-Bioimpedanz und der Messung der lokalen Bioimpedanz eines Körperteils eines Patienten 1 gesteuert. Fig. 1b zeigt deutlich, daß bei einer ersten Situation die Stromquelle 7 mit den Elektroden 2 und 3 verbunden ist, während der Differenzverstärker 6 gleichzeitig mit den Elektroden 4 und 5 verbunden ist, durch die eine Messung der Thorax-Bioimpedanz stattfinden kann. In der anderen Situation ist die Stromquelle mit den Elektroden 8 und 9 verbunden, während der Differenzverstärker 6 mit den Elektroden 10 und 11 verbunden ist, so daß ein lokales Messen der Bioimpedanz des Körperteils des Patienten 1 stattfinden kann.
Fig. 2 zeigt einen typischen Fortgang eines Bioimpedanzsignals ΔZ, gemessen mit dem Differenzverstärker 6, basierend auf einer Anregung durch die Stromquelle 7. Der Fortgang dieses Signals ist insbesondere aufgrund der Pumpaktivität des Herzens der Testperson 1 zeitabhängig. Die Zeitableitung des Signals ΔZ, dZ/dt, ist in Fig. 2 eine Zeile höher gezeigt. Gemäß dem Stand der Technik wird dasselbe, wenn das Schlagvolumen des Herzens bestimmt wird, durch ein Multiplizieren des minimalen Wertes der Zeitableitung (dZ/dt)min mit einem Zeitintervall approximiert, das durch die charakteristischen Signalverläufe in dem Signal dZ/dt bestimmt wird. An dem Einsatzort wird dieses Zeitintervall als Ausstoßzeit des (linken) Ventrikels (abgekürzt (L) VET) angezeigt und ist abhängig von einem Zeitpunkt zu Beginn einer Kurve, angezeigt durch B, und einem Zeitpunkt, der durch das nächste Maximum der Zeitableitung, angezeigt durch C, bestimmt ist. Zu Synchronisierungszwecken zeigt die obere Zeile das Elektrokardiogramm (EKG) der Testperson 1.
Gemäß der Erfindung werden Meßfehler, die sich aufgrund eines Über- oder Untergewichtes der Testperson 1 oder aufgrund von Messungen ergeben, die unter Bedingungen ausgeführt werden, bei denen das normale Feuchtigkeitsgleichgewicht der Testperson gestört ist, z. B. bei einer Ödembildung, aufgrund der Tatsache vermieden, daß die Stromquelle 7 einen elektrischen Strom erzeugen kann, der zumindest zwei Frequenzen aufweist. Durch ein Verarbeiten der Daten von der Stromquelle 7 in einem Berechnungselement 14 werden die Meßergebnisse, die aus dem Differenzverstärker 6 verfügbar werden, in ein Bioimpedanzsignal Z umgewandelt, während dieses Element 14 außerdem die Phasendifferenz φ zwischen dem Strom von der Quelle 7 und der Spannung von dem Verstärker 6 bestimmt. Die Stromquelle 7 kann einen Strom erzeugen, der Frequenzen in dem Bereich von etwa 4 kHz bis etwa 2000 kHz aufweist. Falls dies erwünscht wird, kann die Stromquelle 7 gleichzeitig Ströme erzeugen, die unterschiedliche Frequenzen aufweisen. In einem Prozessor 17 können die frequenzabhängigen Meßergebnisse für ein bestimmtes Thoraxübertragungsmodell in einen Stromverteilungsfaktor umgewandelt werden, der abhängig von der Geometrie der Testperson 1 ist. Hierfür kann die Feuchtigkeitsverteilung gemäß dem Cole-Cole-Modell verwendet werden, mittels dessen ein Stromverhältnis zwischen dem intrazellulären Fluid und dem extrazellulären Fluid bestimmt werden kann. Dieses Stromverhältnis entspricht der Stromverteilung über das Herzkreislaufsystem und den Rest des Thorax. Bei einem bestimmten Ausführungsbeispiel ist die Stromquelle 7 geeignet für die Erzeugung eines elektrischen Stroms, der einen Frequenzhub von etwa 4 kHz bis 2000 kHz aufweist, während das Berechnungselement 14 außerdem geeignet für die Bestimmung des maximalen Phasenwinkels abhängig von der Frequenz ist. Basierend auf diesen Daten kann die Feuchtigkeitsverteilung mit der Hilfe einer Bode-Analyse des Übertragungsmodels des Thorax durch ein Bestimmen des maximalen Phasenwinkels und möglicherweise der Frequenz, bei der dies auftritt, bestimmt werden. Normalerweise beträgt der maximale Phasenwinkel etwa 9 bis 10º bei einer Frequenz von 70 kHz.
Ähnlich kann eine lokale Impedanzmessung mittels der Elektrodenpaare 8, 9 und 10, 11 ausgeführt werden. Die Meßergebnisse, die durch den Meßverstärker 13 verfügbar werden, gemeinsam mit Daten von der Stromquelle 12 werden in ein Berechnungselement 15 geführt, wobei aus diesen ein lokaler Impedanzwert und ein Phasenwinkel zwischen dem Strom von der Quelle 12 und der Spannung von dem Differenzverstärker 13 bestimmt werden. Auf eine Weise, die ähnlich wie die oben beschriebene ist, werden die Meßdaten, die so abgeleitet sind, weiter in einem Prozessor 16 verarbeitet, um die Stromverteilung über das Herzkreislaufsystem und den Rest des Thorax zu bestimmen. Dieses Meßsignal, das an keiner Interferenz von der Pumpaktion des Herzens leidet, wird nachfolgend in den Prozessor 17 geführt, um die Meßdaten, die aus der transversalen Messung erhalten werden, auszugleichen. Die so korrigierten Meßdaten können dann zum Lesen über einen Indikator 18 verfügbar gemacht werden. Falls dies nötig ist, können spezielle Operationen durch ein Zuführen des EKG-Signals zu den Prozessoren 16, 17 ausgeführt werden.
Fig. 3a zeigt das Blockdiagramm der Stromquelle. Die Stromquelle weist einen schwebenden bzw. floatenden Teil auf, der elektrisch hinsichtlich seines Gehäuses isoliert ist. Eine reine Sinusform, deren Frequenz durch den Prozessor 17 gesteuert wird, wird mittels des Oszillators 212 erzeugt und wird induktiv mit dem floatenden Teil der Stromquelle mittels des Transformators 214 gekoppelt. Der Ausgang des Transformators wird in einen Breitbandverstärker 210 geführt, dessen Verstärkung durch den Prozessor 29 gesteuert wird. Der Ausgang des Verstärkers wird in einen Breitbandkapazitätsverstärker 211 geführt, der an seiner Ausgangsseite über einen Transformator 215 mit den Stromzuführungselektroden gekoppelt ist, die an dem Patienten 1 plaziert sind.
Der Transformator 215 weist zwei analoge Sekundärwindungen auf, die miteinander derart verbunden sind, daß ein Strom i mittels eines Betimmens der Spannung über einem Präzisionswiderstand 27 gemessen werden kann. Die Prüfkabel 25 und 36 sind geschützt, um das elektromagnetische Feld zu reduzieren, das durch dieses Kabel erzeugt wird. Dieser Schutz jedoch könnte ein Problem bewirken, da mit der angestiegenen Frequenz ein erhöhter Strom, der aus der Kapazität dieser Kabel resultiert, eine Rolle spielt. Bei dem gezeigten Ausführungsbeispiel jedoch, das Sekundärwindungen des Transformators 215 und einen Präzisionswiderstand 27 verwendet, wird nur der Strom bestimmt, der durch den Patienten läuft. Der Breitbandverstärker 216 mißt die Spannung, die an dem Punkt des Präzisionswiderstandes 27 erzeugt wird, wobei diese Daten in den Prozessor 29 geführt werden, um mit einem Amplitudensteuerungssignal verglichen zu werden, das z. B. von dem Prozessor 17 oder von einer Referenz kommt, die in dem Prozessor 29 vorhanden ist. Der Prozessor 29 gibt eine Spannung Vc zur Steuerung der Verstärkung des Verstärkers 210 aus. Durch die so realisierte Steuerungsschleife ist die Amplitude des Stroms i direkt auf das Amplitudensteuerungssignal bezogen, so daß der Strom stabilisiert wird. Das Amplitudensteuerungssignal wird vorzugsweise durch den Prozessor 17 erzeugt. Gleichzeitig wandelt der Prozessor 29 die Spannung über den Widerstand 27 in ein Referenzsignal fr für die Phasenmessung um. Durch ein Verwenden eines Optokopplers 213 wird dieses Signal galvanisch getrennt übertragen.
In der Regel ist eine elektrische Vorrichtung anfällig gegenüber der Entwicklung elektromagnetischer Störfelder. Die Bereitstellung eines floatenden Teils, der elektrisch vom dem Rest der Elektronik isoliert ist, reduziert diese Streufelder auf ein gewisses Maß.
Fig. 3b zeigt eine Stromquelle gemäß dem Stand der Technik, woraus ersichtlich ist, daß die Amplitude des Störstroms durch die Messung einer parasitären Kapazität 217 und der Isolierkapazität 218 bestimmt wird. Die parasitäre Kapazität 217 wird durch die Körperoberfläche des Patienten 1 bestimmt. Das Diagramm aus Fig. 3c zeigt die symmetrische Anordnung gemäß der Erfindung, wobei als ein Ergebnis hiervon keine Spannung über die Isolierungskapazität erzeugt wird, was das Ergebnis hat, daß die effektive parasitäre Kapazität reduziert wird.
Fig. 4 zeigt ein Blockdiagramm der Differenzverstärker 6 und 13. Die Verstärker sind in einen elektrisch isolierten Teil (floatenden Teil) unterteilt, der ein Paar von Verstärkern 35 aufweist, die aus einem Übergangs-FET 50, 51 und einem PNP-Transistor 52, 53, die symmetrisch angeordnet sind, bestehen. Der Emissionswiderstand 36 und die Entkopplungskapazität 37 bilden eine Zeitkonstante i. Die Leistung der Schaltung kann in einen Frequenzbereich unterhalb der Grenzfrequenz fc = ¹/&sub2; π τ und den Frequenzbereich oberhalb von fc unterteilt werden. Es kann angenommen werden, daß unter fc die Wirkung des Transformators 31 vernachlässigbar wird, wobei als ein Ergebnis hiervon sich die Schaltung wie ein Differenzverstärker verhält, dessen Ausgänge durch die Emitter der PNP-Transistoren 52, 53 gebildet werden. Das bei diesen Emittern vorliegende Signal wird über den Isolierungsverstärker 33 weitergeleitet. Für die Frequenzen stark oberhalb von fc verhält sich die Schaltung wie ein Differenzsourcefolger, der mit dem Transformator 31 verbunden ist. Auf diese Weise dient die Stromeingangsseite als ein Verstärker für das Elektrokardiogramm-Signal, da dieses Signal die Frequenz bei etwa 100 Hz hält, was deutlich unterhalb von fc ist. Ähnlich dient die Schaltung für Frequenzen über einem 1 kHz als ein Eingangsseitenimpedanztransformator für die Bioimpedanzmessung für die Leitung des Hochfrequenzsignals, das an dem Ort der Elektroden 4 und 5 gemessen wird, zu dem Transformator 31. Der Transformator leitet das Signal über die galvanische Trennung zu dem Verstärker 32 und realisiert gleichzeitig eine Impedanzanpassung. Die gezeigte Schaltung mit der Stromquelle 30 in Kombination mit dem floatenden Eingang führt zu einer Unterdrückung von Gleichtaktsignalen an dem Ort der Meßelektroden.
Fig. 5 zeigt die Bestimmung des Frequenzverhaltens des Cole-Cole-Modells mit Hilfe einer Bode-Analyse. Fig. 5 zeigt das tatsächliche Cole-Cole-Modell, das Vector-Diagramm von Strom und Spannungen und die Amplitude und Phasendiagramme als eine Funktion der Frequenz. Die Frequenzübertragung wird durch folgende Formel geliefert:
Der maximale Phasenwinkel φmax hängt von dem Verhältnis τ&sub2;/τ&sub1; ab und tritt bei einer Frequenz ωm auf.
φmax = 90º - 2tan&supmin;¹ (5)
Dies führt zu folgender Gleichung:
Da τ&sub1; = (Rc + R&sub1;) Cm und τ&sub2; = R&sub1; Cm, ergibt sich folgende Gleichung:
Die Gleichungen (5) und (6) können für die Bestimmung der intra- und extrazellulären Feuchtigkeitsverteilung verwendet werden.
Fig. 6 zeigt ein Blockdiagramm eines typischen Ausführungsbeispiels der Transformatoren 14 und 15. Das Signal von dem Verstärker 32 (siehe Fig. 4) wird in eine Vorrichtung 40 geführt, die das Signal zu einem Demodulator, der durch die Verstärker 42, 43 und 44 gebildet wird, sowie zu einem Trägerwiedergewinnungsoszillator 41 basierend auf der Phasenregelschleife weiterleitet. Der Oszillator paßt seine Frequenz abhängig von dem Signal an, das von der Vorrichtung 40 empfangen wird, derart, daß keine Phasenverschiebung resultiert. Der Ausgang des Oszillators 41 wird für die synchronisierte Verbindung zwischen den Ausgängen der Verstärker 42 und 43 verwendet, um eine vollständige Gleichrichtung des Signals an dem Eingang der Verstärker zu erhalten. Ferner wird der Ausgang des Oszillators 41 in einen Phasendetektor 46 zum Messen des Phasenunterschiedes zwischen dem Signaleingang der Vorrichtung 40 und einem Referenzsignal REF geführt, das von dem Optokoppler 28 (siehe Fig. 3) erhalten wird, was direkt von dem Strom abhängt, der durch die Elektroden 2 und 3 fließt. Der Ausgang des Detektors 46 wird durch ein Tiefpaßfilter 47 geführt, wobei das Tiefpaßfilter 47 selbst bekannt ist, um ein Signal zu erhalten, das direkt auf den Phasenunterschied zwischen dem Stromeingang, der durch die Stromquelle 7, 12 bereitgestellt wird, und der Spannung bezogen ist, die mittels des Differenzverstärkers 6, 13 gemessen wird. Das Bioimpedanzsignal Z(t) wird durch ein Zuführen des Ausgangs von dem Verstärker 44 durch ein Tiefpaßfilter 45 erhalten, wobei das Tiefpaßfilter 45 selbst bekannt ist.

Claims

1. Eine Vorrichtung zur nicht-invasiven in-vivo-Messung eines biologischen Parameters hinsichtlich eines Körperfluids einer Person (1) oder eines Tiers gemäß einem Rechenmodell, wobei die Vorrichtung mit zumindest zwei Paaren von Elektroden (2, 3, 4, 5, 8, 9, 10, 11) versehen ist, die auf der Haut eines Körperteils zu plazieren sind, und die aus einem Paar von Eingangselektroden (2, 3, 8, 9) zum Zuführen eines Meßwechselstroms zu dem Körperteil und einem Meßpaar (4, 5, 10, 11) von Elektroden zum Messen der Spannung an den Elektroden des Meßpaars von Elektroden bestehen, wobei die Vorrichtung ferner eine Stromquelle (7, 12), die den Meßwechselstrom liefert, einen Konverter (14, 15) für die Umwandlung der Meßspannung und des Meßstroms in ein Bioimpedanzsignal, das ein Maß für die Bioimpedanz des Körperteils ist, und eine Einrichtung für die Erzeugung von Signalen aufweist, die ein Maß für weitere Variablen bilden, mit deren Hilfe der Parameter unter Verwendung des Rechenmodells bestimmt werden kann, wobei die Signale ein Signal umfassen, das ein Maß für die Zeitableitung des Bioimpedanzsignals bildet, dadurch gekennzeichnet, daß die Stromquelle (7, 12) oder Stromquellen (7, 14) elektrisch symmetrisch konfiguriert und galvanisch hinsichtlich der Instrumentenmasse getrennt sind und geeignet zum Erzeugen eines Meßstroms ist oder sind, der bei zumindest zwei Frequenzen, nämlich einer niedrigen Frequenz und einer hohen Frequenz, in einem Frequenzbereich von bis zu 2000 kHz eine konstante Amplitude aufweist.

2. Eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Parameter ein Kreislaufparameter des Herzens ist.

3. Eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Parameter das Schlagvolumen des Herzens ist.

4. Eine Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die niedrige Frequenz fl in dem Bereich von etwa 1 bis 64 kHz und die hohe Frequenz fh in dem Bereich von etwa 32 bis 2000 kHz liegt, derart, daß in jedem Fall fl kleiner als fh ist.

5. Eine Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Stromquelle (7, 12) geeignet zur gleichzeitigen Erzeugung der beiden Frequenzen ist.

6. Eine Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung mit vier Paaren von Elektroden (2, 3; 4, 5; 8, 9; 10, 11) versehen ist, von denen zwei Paare als Eingangselektrodenpaar (2, 3) und ein Meßelektrodenpaar (4, 5) zum Nehmen der transversalen Bioimpedanzmessung bei einer niedrigen und einer hohen Frequenz dienen und zwei weitere Paare als ein Eingangselektrodenpaar (8, 9) und ein Meßelektrodenpaar (10, 11) zum Nehmen einer lokalen Bioimpedanzmessung bei einer niedrigen und einer hohen Frequenz dienen.

7. Eine Vorrichtung gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung mit einer Verbindungseinrichtung (19) zum In-Serie-Schalten der Stromquelle (7) und des Wandlers (6, 14) versehen ist, um die lokale Bioimpedanzmessung und die transversale Bioimpedanzmessung nacheinander auszuführen.

8. Eine Vorrichtung gemäß Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung eine Stromquelle oder Stromquellen (7, 12) aufweist, die geeignet für die gleichzeitige Erzeugung von Signalen bei zwei niedrigen Frequenzen und zwei hohen Frequenzen sind.

9. Eine Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung (14, 15) für die Bestimmung der maximalen Phasenverschiebung zwischen dem Meßstrom und der Meßspannung als eine Funktion der Frequenz vorgesehen ist.

10. Eine Vorrichtung gemäß einem der vorhergehende Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Meßverstärker (6) für die Verstärkung der Meßspannung elektrisch symmetrisch konfiguriert ist und mit einer galvanischen Trennung hinsichtlich der Instrumentenerde versehen ist.

11. Eine Vorrichtung gemäß Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Meßverstärker (6) mit einer galvanischen Trennung (31) von einer Testperson (1) versehen ist, die mit der Vorrichtung Verbunden werden soll.