ULTRASONIC DETERMINATION OF PERIPHERAL BLOOD FLOW BEHAVIOUR

Abstract: The invention provides a diagnostic apparatus for the detection of a vascularly autonomous signal, which apparatus is characterised by a facility for measuring the temporal change in the flow vectors of erythrocytes in preterminal and/or terminal circulatory pathways as a result of evoked extracorporeal stimulation.

Description: Diagnosegerät Die Erfindung betrifft ein Diagnosegerät zum Detektieren eines vaskulär autonomen Signals, durch welches es ermöglicht wird, das periphere Blutströmungsverhalten, insbesondere in der praeterminalen und terminalen Strombahn der Fingerbeere, als einen äusserst sensitiven Parameter zur Beschreibung der Kreislaufsituation eines Menschen, insbesondere eines Patienten, messtechnisch zu erfassen. Man hat schon seit langem versucht, den von P. Nogier entdeckten RAC-Effekt (Reflex-Auriculocardial-Effekt) bzw. den VAS-Effekt (Vaskuläres-Autonomes-Signal-Effekt) messtechnisch zuverlässig zu erfassen, das ist jedoch bisher nicht gelungen. Aufgabe der Erfindung ist es insbesondere, ein Diagnosegerät der obigen Art zu schaffen, das es ermöglicht, den RAC- bzw. VAS-Effekt instantan und quantitativ zu detektieren. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäss gelöst durch ein Diagnosegerät, das sich auszeichnet durch eine Einrichtung zum Messen der zeitlichen Veränderung der Strömungsvektoren von Erythrozyten in präterminalen und/oder terminalen Blutstrombahnen aufgrund evozierter extrakorporaler Stimulation. Dieses Diagnosegerät arbeitet nach einem Messverfahren, das die Blutströmungsgeschwindigkeit und deren vektorielles Strömungsverhalten in der Arteria radialis unter Einfluss extrakorporaler Stimulation determiniert. Das am Messort registrierte Signal resultiert aufgrund der Widerstandsveränderungen in den praeterminalen und termi nalen Strombahnen der Fingerbeere und kann aufgrund entsprechender Kenntnis der Physiologie und Hämodynamik diagnostisch interpretiert werden. Der ausserordentlich komplizierte Regelmechanismus der Mikrozirkulation sowie die individuelle und optimale Anpassung an den jeweiligen Stoffwechselbedarf schliesst eine allgemein gültige Beschreibung dieses Gefässabschnittes von vornherein aus. Die mit dem Diagnosegerät nach der Erfindung durchzuführenden Messungen beziehen sich vorzugsweise auf die distalen oberen Extremitäten. Bei den Untersuchungen, die im Rahmen der vorliegenden Erfindung durchgeführt wurden, hat es sich aufgrund der messtechnischen und medizinischen Untersuchungsergebnisse sowie unter Zugrundelegung des tatsächlichen Entstehungsgeschehens der obigen Effekte gezeigt, dass die Bezeichnung RAC-Effekt ebenso wie die Bezeichnung VAS-Effekt sachlich nicht zutreffend ist, sondern dass die strömungsdynamische Ver änderung von Erythrozytenvektoren entscheidend ist, die mit dem Diagnosegerät nach der Erfindung durch ein Messsignal detektiert wird. Primär wird diese strömungsdynamische Veränderung von Ery throzytenvektoren zwar durch die Regelmechanismen der praeterminalen Strombahn herbeigeführt, der detektierte Effekt, ob manuell oder elektronisch, ist jedoch eine vektorielle Änderung im Blutströmungsverhalten. Dementsprechend soll dieser Effekt im Rahmen der vorliegenden Beschreibung als EVI-Effekt bezeichnet werden, wobei EVI die Abkürzung für die englische Bezeichnung "Evoked Velocity Interference", d.h. evozierte Geschwindigkeitsinterferenz", ist. Dieser EVI-Effekt wird mit dem Diagnosegerät nach der Erfindung detektiert, indem als EVI-Signal die zeitliche Veränderung der Strömungsvektoren von Erythrozyten aufgrund evozierter extrakorporaler Stimulation gemessen wird. Obzwar derzeit noch lange nicht alle diagnostischen Auswertungsmöglichkeiten des EVI-Effekts erforscht sind, steht ausser Zweifel, dass der EVI-Effekt vorhanden ist, bei Gesunden wie Kranken ausgelöst werden kann und sein Zustandekommen wissenschaftlich fundiert interpretierbar ist. Eine besonders bevorzugte Ausführungsform des Diagnosegeräts nach der Erfindung zeichnet sich aus durch: (a) eine Ultraschall-Verschiebungsfreguenz-Messeinrichtung zum Messen von Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen, die durch Wechselwirkung der Erythrozyten mit einem Ultraschallfeld hervorgerufen werden; (b) eine Einrichtung zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultraschall-Verschiebungsfreguenz-Messeinrichtung ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum; (c) eine Filtereinrichtung zum Ausfiltern eines vorbestimm ten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzbereichs aus dem Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum; ; (d) eine Integrier- und Vergleichseinrichtung zum Bilden des Integrals der spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen des vorbestimmten Ultraschall-Verschiebungsfreguenzbereichs; und zum grössenmässigen Vergleich der von der Integrier- und Vergleichseinrichtung aufgrund zweier zeitlich nach einander ermittelter Ultraschall-Verschiebungsfrequenz spektra gebildeten Integrale und zur Abgabe eines das Vergleichsergebnis repräsentierenden Diagnosesignals. Als Ultraschallfrequenzen werden insbesondere die Frequenzen von 8 bis 25 MHz, vorzugsweise von 10 bis 25 MHz, besonders bevorzugt von 15 bis 25 MHz, verwendet. Vorzugsweise ist dieses Diagnosegerät so ausgebildet, dass die Einrichtung zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultra schall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfreguenzspektrum folgendes umfasst: (a) einen ersten Demodulator, welcher die am Ausgang einer Ultraschallsende- und -empfangssonde vorhandenen elek trischen Verschiebungsfrequenzsignale bei einer ersten Phasenlage oder -verschiebung, vorzugsweise von 00, zum elektrischen Sendefrequenzsignal demoduliert; (b) einen zweiten Demodulator, welcher die am Ausgang der Ultraschallsende- und -empfangssonde vorhandenen Ver schiebungsfrequenzsignale bei einer zweiten Phasenver schiebung zum elektrischen Sendefrequenzsignal demo duliert, welche vorzugsweise 900 beträgt; und (c) eine Schalteinrichtung, welche die beiden Demodula tionssignale an die Filtereinrichtung abwechselnd an schaltet, sowie ohne zeitliche Unterbrechung zwischen dem Anliegen der beiden Demodulationssignale an der Filtereinrichtung und ohne zeitliche Uberlappung des Anliegens der beiden Demodulationssignale an der Fil tereinrichtung. In einer demgegenüber alternativen Ausführungsform kann das erfindungsgemässe Diagnosegerät aber auch so ausgebildet sein, dass die Einrichtung zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultraschall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum folgendes umfasst: : (a) einen ersten Demodulator, welcher die am Ausgang einer Ultraschallsende- und -empfangssonde vorhandenen elek trischen Verschiebungsfrequenzsignale bei einer ersten Phasenlage oder -verschiebung, vorzugsweise von 00, zum elektrischen Sendefrequenzsignal demoduliert; (b) einen zweiten Demodulator, welcher die am Ausgang der Ultraschallsende- und -empfangssonde vorhandenen Ver schiebungsfrequenzsignale bei einer zweiten Phasenver schiebung zum elektrischen Sendefrequenzsignal demodu liert, welche vorzugsweise 900 beträgt; (c) einen dritten Demodulator, welcher die am Ausgang der Ultraschallsende- und -empfangssonde vorhandenen Ver schiebungsfrequenzsignale bei einer dritten Phasenver schiebung zum elektrischen Sendefrequenzsignal demo duliert, welche vorzugsweise 1800 beträgt; ; (d) eine Summiereinrichtung, welche die von den Demodula toren abgegebenen Demodulationssignale summiert; und (e) eine Vergleichseinrichtung, welche aus den Summen der Demodulationssignale und den Differenzen der Demodula tionssignale Differenzsignale bildet und das jeweils grösste dieser Differenzsignale an ihren Ausgang gibt. Die Einrichtung zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultra schall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum und die Filtereinrichtung zum Ausfiltern eines vorbestimmten Ultraschall Verschiebungsfrequenzbereichs aus dem Ultraschall-Verschie bungsfrequenzspektrum dienen dazu, alle für die Auflösung, d.h. für die optimale Ermittlung der zeitlichen Veränderung der Strömungsvektoren der Erythrozyten störenden Frequenzen aus den von der Ultraschall-Verschiebungsfrequenz Messeinrichtung erfassten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen auszuscheiden. Es können zwar sowohl im Rotationsanteil als auch in den ausgeschiedenen Frequenzen noch gewisse Signalanteile sein, die im Prinzip zur Bildung des Diagnosesignals beitragen könnten, aber dieser Signalanteil ist so geringwertig, dass er ohne weiteres weggelassen werden kann. Vorzugsweise ist ein Monitor zur Wiedergabe des zeitlichen Verlaufs der Differenz der Integrale der spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen des vorbestimmten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzbereichs an die Integrier- und Vergleichseinrichtung angekoppelt. Auf diese Weise kann der Benutzer das Auftreten und den genauen Verlauf des Diagnosesignals jeweils auf dem Monitor verfolgen, wobei der Monitor vorzugsweise ein Fernseh- bzw. Bildröhrenmonitor oder ein Kurvenschreiber ist, jedoch auch eine sonstige Kurvendarstellungseinrichtung sein kann. Bevorzugt ist das mit einem Monitor in der vorstehend genannten Weise ausgerüstete Diagnosegerät weiterhin so ausgebildet, dass der Monitor ausserdem zur, vorzugsweise gleichzeitigen, Wiedergabe des zeitlichen Verlaufs der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen des vorbestimmten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzbereichs mit einer Spektralverteilungsdichtebestimmungseinrichtung verbunden ist, welche mit ihrem Eingang an den Ausgang der Filtereinrichtung und mit ihrem Ausgang an den Eingang der Integriereinrichtung angekoppelt ist. Auf diese Weise kann auf dem Monitor sowohl der zeitliche Verlauf der Differenz der Integrale der spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen als auch der zeitliche Verlauf der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte dieser Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen synchron, zum Beispiel übereinander, dargestellt werden, so dass also die Zeitdarstellungsachsen übereinstimmen und der eine dieser beiden Verläufe im oberen Teil der Monitorkurvendarstellungsfläche erscheint, während der andere Verlauf im unteren Teil der Monitorkurvendarstellungsfläche erscheint. Die zusätzlich zur Wiedergabe des zeitlichen Verlaufs der Differenz der Integrale der spektralen Verteilungsdichte erfolgende Wiedergabe des zeitlichen Verlaufs der b r die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte, insbesondere in Form einer sogenannten Hüllkurve, hat, abgesehen von der synchronen Zuordnung der beiden Verläufe, vor allem den Vorteil, dass die Darstellung der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte eine visuelle Kontrolle ermöglicht, ob ein hämodynamisch akzeptables Ultraschall-Verschiebungsfrequenzsignal vorliegt, das nachstehend auch als Af-Signal bezeichnet ist, und ob die Sondenapplikation am Patienten so erfolgt ist, dass das zu erfassende Blutgefäss genau von der Sonde getroffen wird. In einer Weiterbildung der Erfindung kann das Diagnosegerät vorteilhaft so ausgebildet sein, dass die Filtereinrichtung sowohl direkt als auch über einen ersten Speicher an die Spektraldichteverteilungsbestimmungseinrichtung angekoppelt ist, und dass die Spektraldichteverteilungsbestimmungseinrichtung über einen zweiten Speicher an die Integrierund Vergleichseinrichtung und den Monitor angekoppelt ist. Diese Ausbildung ermöglicht es, in dem ersten Speicher einen Bezugswert des #-Signals, d.h. also Bezugs-Ultra schall-Verschiebungsfrequenzen zu speichern, wie sie beispielsweise während eines Herzschlags des Patienten erhalten werden, wenn noch keine extrakorporale Stimulation evoziert ist, so dass die Spektraldichteverteilungsbestimmungseinrichtung einerseits eine über die Zeit gemittelte spektrale Bezugsverteilungsdichte aufgrund des Speicherinhalts des ersten Speichers berechnen und in den zweiten Speicher eingeben kann, und dass die Spektraldichteverteilungsbestimmungseinrichtung ausserdem laufend während einer gewissen Zeit, die eine Vielzahl von Herzschlägen umfassen kann, aktuelle über die Zeit gemittelte Spektraldichteverteilungen bestimmt und ebenfalls in den zweiten Speicher eingibt, aus dem die aktuellen und die Bezugswerte entnommen und von der Integriereinrichtung verarbeitet werden können. Ausserdem können dem Monitor die entsprechenden aktuellen Werte für die Darstellung der über die Zeit gemittelten Spektraldichteverteilung zugeführt werden. Es sei hier darauf hingewiesen, dass es natürlich auch möglich ist, dass die Integrier- und Vergleichseinrichtung den Bezugswert dem ersten Speicher entnimmt und die aktuellen Werte aus dem zweiten Speicher erhält, wozu dann die Integrier- und Vergleichseinrichtung allerdings den Bezugswert aus dem ersten Speicher noch in eine über die Zeit gemittelte spektrale Verteilungsdichte umrechnen müsste. Obwohl die aus der Filtereinrichtung erhaltenen Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen im Prinzip analog verarbeitet und gespeichert werden könnten, ist es zu bevorzugen, abgesehen von einer vorzugsweise analogen Darstellung auf dem Monitor, die Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen bis einschliesslich der Integrierung der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte, die Signalverarbeitung digital durchzuführen, wozu in die Verbindung zwischen der Filtereinrichtung einerseits und dem ersten Speicher sowie der Spektraldichteverteilungsbestimmungseinrichtung andererseits ein Analog-Digital-Umsetzer eingefügt ist, und wozu vorzugsweise, d.h. zum Zwecke der analogen Darstellung auf dem Monitor in die Verbindung zwischen dem zweiten Speicher und dem Monitor sowie in die Verbindung zwischen der Integrier- und Vergleichseinrichtung und dem Monitor ein Digital-Analog-Umsetzer eingefügt ist. Ausserdem kann das Diagnosegerät nach der Erfindung eine herzzyklussynchrone Triggerimpulse erzeugende Steuereinrichtunq aufweisen, die an die Integrier- und Vergleichseiei¯chtung, die Speicher und die Spektraldichtexzteilungsbestbrxngseinrichtung angekoppelt ist und jeweils einen periodischen Betrieb dieser Baueinheiten, wie er beispielsweise weiter unten in näheren Einzelheiten erläutert ist, veranlasst. Ausserdem kann das erfindungsgemässe Diagnosegerät in Weiterbildung der Erfindung ergänzt sein durch eine die spektrale Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen ermittelnde Frequenzanalysiereinrichtung. Diese Frequenzanalysiereinrichtung ermöglicht es, den im jeweiligen Fall interessierenden Frequenzbereich, der durch die Filtereinrichtung durchgelassen werden soll, zu ermitteln. Diese Frequenzanalysiereinrichtung zeichnet sich in einer bevorzugten Ausführungsform aus durch eine den Ausgang der Ultraschall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung mit dem Ausgang einer Steuereinrichtung zum Erzeugen eines herzzyklussynchronen Triggerimpulses variabler Zeitdauer verknüpfende Torschaltung, und einen an die Torschaltung angekoppelten Mehrkanalanalysator zur Mehrkanalanalyse des durch die Torschaltung durchgelassenen Frequenzbereichs der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen. Auf diese Weise ist es möglich, aus dem Herzzyklus einen bestimmten gewünschten Bereich auszuwählen. Im einzelnen kann dieser Teil der Frequenzanalysiereinrichtung so ausgebildet sein, dass die Steuereinrichtung an eine Elektrokardiogrammeinheit angekoppelt ist und in Hintereinanderschaltung folgendes aufweist: (a) eine Triggerimpulserzeugungsschaltung zum Erzeugen ei nes herzzyklussynchronen Triggerimpulses vorbestimmter Zeitdauer; (b) eine Triggerimpulsverzögerungs- oder -verlängerungs schaltung; und (c) eine durch den verzögerten Triggerimpuls oder die Ab stiegsflanke des verlängerten Triggerimpulses getrig gerte Impulserzeugungseinrichtung, die Impulse ein stellbarer Länge erzeugt. Die vorstehenden sowie weitere Vorteile und Merkmale seien nachfolgend anhand einiger in den Figuren der Zeichnung im Prinzip dargestellter, besonders bevorzugter Ausführungsformen der Erfindung näher erläutert; es zeigen: Figur 1 eine perspektivische Darstellung einer Ultraschall sonde eines erfindungsgemässen Diagnosegeräts; Figur 2 eine schematische Darstellung der in näheren Ein zelheiten ausgeführten Ultraschallsonde der Fi gur 1, in dem Zustand, in dem sie an eine Arteria radialis eines zu untersuchenden Patienten ange koppelt ist; Figuren 3A und 3B Blockschaltbilder von bevorzugten Aus führungsformen des Diagnosegeräts nach der Erfin dung; ; Figuren 4A und 4B Blockschaltbilddarstellungen von zwei Ausführungsformen einer Einrichtung zur Ausschal tung des durch die Rotation der Erythrozyten her vorgerufenen Anteils aus dem von der Ultraschall Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung des Diagno segeräts ermittelten Ultraschall-Verschiebungs frequenzspektrum; Figur 5 ein Blockschaltbild einer Ausführungsform einer Frequenzanalysiereinrichtung, mit der es möglich ist, den interessierenden Frequenzbereich zu er mitteln, auf welchen der Durchlassbereich der Fil tereinrichtung des Diagnosegeräts einzustellen ist; und Figur 6 eine Kurvendarstellung zur Erläuterung der Be triebsweise einer in der Frequenzanalysierein richtung nach Figur 5 vorgesehenen Triggerimpuls erzeugungseinrichtung. Das in den Figuren dargestellte auf hochfrequentem Ultraschall basierende Messverfahren und Diagnosegerät detektiert unter Ausnutzung des Doppler-Effekts die stratung#seekto- riellen Veränderungen der Erythroyten, die aufgrund einer evozierten Veränderung in der praeterminalen und terminalen Strombahn entstehen. Als Messort wurde hierbei die Arteria radialis gewählt, deren Elastizität als intakt vorausgesetzt, eine additive and agglomerative Inversion der Erythrozytenströmungsvektoren unter dem Einfluss einer Stimulation zum Beispiel im Bereich der Concha ergibt. Der eigentliche Ort des Geschehens liegt distal in der praeter minalen.Strombahn der Fingerbeeren und sollte theoretisch auch dort gemessen werden. Hierbei würde sich einerseits zwar die Latenzzeit verkürzen und die Empfindlichkeit deutlich erkennbar ansteigen, andererseits lässt jedoch eine einzelne Fingerbeere keine repräsentative Aussage über das Blutströmungsverhalten und dessen Regulationsmechanismus in der Extremität zu. Zwangsweise muss hier ein Kompromiss geschlossen werden, so dass die Arteria radialis für die Routineuntersuchung eine medizinsich hinreichende Akzeptanz gewährleistet. In der Figur 1 ist die Wandlerkonfiguration einer bevorzugten Ultraschallsonde für das Diagnosegerät gezeigt. In dieser Wandlerkonfiguration sind die Achsen 1 und 2 der beiden piezoelektrischen Wandlerelemente 3 und 4 unter einem Winkel ov von bevorzugt 450 angeordnet. Die piezoelektrischen Wandlerelemente 3 und 4 haben eine derart gewölbte Strahlungs- bzw. Empfangsoberfläche 5 bzw. 6, dass ihr Strahlungs- bzw. Empfangsbereich fokussierend längs der Achse 1 bzw. 2 verläuft. Eines der beiden piezoelektrischen Wandlerelemente 3 oder 4 wird wahlweise als Ultraschallsender verwendet, während das andere dieser beiden piezoelektrischen Wandlerelemente 4 oder 3 als Ultraschallempfänger verwendet wird. Die beiden Achsen 1 und 2 schneiden sich im Probenvolumen 7, das schematisch durch einen gedachten Kubus angedeutet ist, durch welchen das zu untersuchende Blutgefäss, also vorliegend die Arteria radialis 8, hindurchgeht. Es sei, obwohl die piezoelektrischen Wandlerelemente 3 und 4 in ihrer Ultraschallsende- und -empfangsfunktion gegeneinander ausgetauscht werden können, hier davon ausgegangen, dass das piezoelektrische Wandlerelement 3 der Ultraschallsender und das piezoelektrische Wandlerelement 4 der Ultraschallempfänger ist, unter dieser Voraussetzung stellt der mit 9 bezeichnete Pfeil den vom Ultraschallempfänger weggewandten Strömungshauptvektor der in der Arteria radialis 8 fliessende Erythrozyten dar, während der mit 10 bezeichnete Pfeil den zum Ultraschallempfänger hin gerichteten Strömungshauptvektor dieser Erythrozyten darstellt (TOWARDS- bzw. AWAY-Vektor). In Figur 2 ist ein Schnitt durch den gesamten Ultraschallmesskopf gezeigt. Hiernach sind die piezoelektrischen Wandlerelemente 3 und 4 in einem Ultraschallkopfgehäuse 12 auf einem Träger 13 angebracht, der, wie durch den Doppelpfeil 14 angedeutet ist, senkrecht zur Oberfläche der Haut 11 verschieb- und damit einstellbar ist. Zwischen der Haut 11 und dem Träger 13 bzw. den piezoelektrischen Wandlerelementen 3 und 4 befindet sich ein Koppelmedium 15, zum Beispiel ein Koppelgel. In der Figur 2 sind mehrere mögliche Positionen der Arteria radialis angedeutet, wobei die mittlere Entfernung D2 zwischen der Achse der Arteria radialis und den Mittelpunkten der Strahlungs- bzw. Empfangsoberflächen 5 und 6 der piezoelektrischen Wandlerelemente 3 bzw. 4 in der Praxis etwa 5 mm beträgt und das kubische Probenvolumen 7 (siehe Figur 1) vorzugsweise zu etwa 2 mm3 gewählt wird. Der Schnittpunkt der beiden Achsen 1 und 2 kann auf der Ultraschallkopfachse 16, die senkrecht zur Oberfläche der Haut 11 verläuft, durch Verstellung des Trägers 13 um eine gewisse Einstellstrecke von vorzugsweise + 3 mm verstellt werden, d.h. auf die Entfernungen D1 und D3 in Figur 2. Nach Durchtritt der Ultraschallstrahlungs- bzw. -empfangskeule des piezoelektrischen Wandlerelements 3 bzw. 4 verlaufen diese Ultraschallstrahlungs- bzw. -empfangskeulen divergent, und die Absorption des Ultraschalls nimmt quadratisch mit der Entfernung zu. Die sinusoide Applikationsfrequenz des Ultraschalls beträgt in der vorliegenden Ausführungsform etwa 15 MHz und wird mittels eines piezoelektrischen Wandlerelements aus Bleizirkonat-Titanat in Longitudinalwellen gleicher Frequenz umgewandelt sowie mit einer mittleren Leistung von 4 mW/cm2 (calorimetrisch gemessen) in den Untersuchungsbereich 17 eingeschallt. Die verwendete Ultraschallfrequenz liegt allgemein im Bereich von 8 bis 25 MHz, vorzugsweise im Bereich von 10 bis 25 MHz, und besonders bevorzugt im Bereich von 15 bis 25 MHz. Die mittlere eingestrahlte Ultraschalleistung sollte möglichst klein sein, um eine biologische Schädigung auszuschliessen, sie sollte also höchstens 50 mW/cm2 (calorimetrisch gemessen) betragen. Im Hinblick auf das mögliche Auftreten einer lokalen Hyperämisierung, d.h. Durchblutungsförderung, durch Wärmeeinfluss und eine hierdurch möglich Messwertverfälschung, ist es jedoch zu bevorzugen, die eingestrahlte Ultraschalleistung im Bereich von 2 bis 10 mW/cm2 (calorimetrisch gemessen) zu halten, da man in diesem Bereich einerseits ausreichend gute und deutliche Messwerte erhält und andererseits keine Messwertverfälschung zu erwarten ist. Es sei nun auf das in Figur 3 dargestellte Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführungsform eines Diagnosegeräts näher eingegangen, mit dem das hier vorgeschlagene EVI-Messverfahren verwirklicht wird: Dieses Diagnosegerät besteht in der in Figur 3 gezeigten Ausführungsform im wesentlichen aus einer Einrichtung zum Messen der zeitlichen Veränderung der Strömungsvektoren von Erythrozyten in praeterminalen und/oder terminalen Blutstrombahnen aufgrund evozierter extrakorporaler Stimulation. Im einzelnen weist das in Figur 3A in einer Grundausführung dargestellte Diagnosegerät folgendes auf: eine Ultraschall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung 18 zum Messen von Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen, die durch Wechselwirkung der Erythrozyten mit einem Ultraschallfeld hervorgerufen werden. Diese Ultraschal > Verschiebungs- frequenz-Messeinrichtung 18 umfasst nach der Figur 3A eine Ultraschallsonde bzw. einen Ultraschallkopf 19, beispielsweise wie in den Figuren 1 und 2 dargestellt, sowie eine Hochfrequenzsende- und -empfangseinrichtung 20, welche mit der Ultraschallsonde 19 verbunden ist und diese betreibt. Diese Hochfrequenzsende- und -empfangseinrichtung 20 ist mit einer Einrichtung 21 zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultraschall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung 18 ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum verbunden. Diese Einrichtung ist weiter unten in näheren Einzelheiten erläutert und enthält insbesondere eine Demodulatoreinrichtung zum Demodulieren der eingegebenen Hochfrequenzsignale. Der Einrichtung 21 ist eine Filtereinrichtung 22 zum Ausfiltern eines vorbestimmten Ultraschall Verschiebungsfrequenzbereichs aus dem Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum nachgeschaltet. Je nach der weiter unten näher erläuterten Ausührungsform der Einrichtung 21 (gemäss Figur 4A oder 4B) kann die Filtereinrichtung 22 aus einem oder mehreren gleichartigen Filtern bestehen und die endgültig zu verarbeitenden Verschiebungsfrequenzsignale, die sogenannten Af-Signale, können entsprechend vor oder hinter der Filtereinrichtung 22 auf einer gemeinsamen Leitung geführt werden. Der Filtereinrichtung 22 ist eine Integrier- und Vergleichseinrichtung 23 nachgeschaltet, die das Integral der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen des durch die Filtereinrichtung 22 durchgelassenen vorbestimmten Ultraschall Verschiebungsfrequenzbereichs bildet und einen grössenmä ssigen Vergleich der aufgrund zweier zeitlich nacheinander ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektren gebildeten Integrale durchführt sowie ein das Ergebnis dieses Vergleichs repräsentierendes Diagnosesignal an ihrem Ausgang 24 abgibt. In Figur 4A ist eine erste Ausführungsform einer Einrichtung 21 zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultraschall Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung 18 ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrums dargestellt. Diese Einrichtung umfasst einen ersten Demodulator 25 und einen zweiten Demodulator 26, denen an ihren Eingängen 27 bzw. 28 das elektrische Sendesignal der Hochfrequenzsende- und -empfangseinrichtung 20 zugeführt wird, welches von dem sendenden piezoelektrischen Wandlerelement 3 in Ultraschall umgewandelt wird, der die getroffenen Erythrozyten in Resonanz versetzt, die nun ihrerseits Schallquellen bilden, welche sie in Form vonKugelwellen abstrahlen, die vom empfangenden piezoelektrischen Wandlerelement 4 aufgenommen werden. Ausserdem wird über die Eingänge 27 und 28 den Demodulatoren 25 und 26 das elektrische Signal der Hochfrequenzsende- und -empfangseinrichtung zugeführt, welches durch Rückwandlung des im empfangenden piezoelektrischen Wandlerelement 4 eintreffenden akustischen Signals gewonnen worden ist und ein die Ultraschall-Verschiebefrequenzen repräsentierendes Signal ist. Wenn man mit f die Sendefrequenz bezeichnet, dann lässt sich das der Blutgeschwindigkeit proportionale Empfangssignal als f0 + Af angeben, worin Af eine Vielzahl von Verschiebefrequenzen repräsentiert. Dieses Empfangssignal wird in einem Breitbandverstärker aufbereitet und den Demodulatoren neben dem Sendesignal f0 zugeführt. Der erste Demodulator 25 demoduliert das Empfangssignal fo + Af bei einer ersten Phasenverschiebung, die vorzugsweise 0 gegenüber dem Sendefrequenzsignal f0 beträgt, während der zweite Demodulator 26 das Empfangssignal f0 + Af bei einer zweiten Phasenverschiebung bezüglich des elektrischen Sendefrequenzsignals f0 demoduliert, welche vorzugsweise 900 beträgt. Es sei hier darauf hinqewie- sen, dass die erste Phasenverschiebung auch 900 und die zweite Phasenverschiebung in diesem Falle 1800 betragen kann. Diese Phasenverschiebung ist nachstehend mit T bezeichnet und bedeutet die elektrische Phasenverschiebung. Ausserdem weist die Einrichtung 21 der Figur 4A eine Schalt- einrichtung 29 auf, welche die beiden von den Demodulatoren 25 und 26 abgegebenen Demodulationssignale abwechselnd an die Filtereinrichtung 22 anschaltet, und zwar so, dass keine zeitliche Unterbrechung zwischen dem Anliegen der beiden Demodulationssignale an der Filtereinrichtung 22 auftritt und dass auch keine zeitliche Überlappung des Anliegens der beiden Demodulationssignale an der Filtereinrichtung 22 stattfindet. Zu diesem Zweck besteht die Filtereinrichtung 22 vorzugsweise aus zwei parallelen, gleichartigen Filtereinrichtungen, von den die eine das Demodulationssignal des Demodulators 25 über den Ausgang 30 der Schalteinrichtung 29 und die andere das Demodulationssignal des Demodulators 26 über den Ausgang 31 der Schalteinrichtung 29 abwechselnd erhält. Die Schalteinrichtung 29 arbeitet also so, dass immer nur eine der beiden parallelen Filtereinrichtungen auf einmal wirksam ist, wozu die beiden parallelen Filtereinrichtungen flankensynchron derart gesteuert werden, dass immer nur eine der beiden parallelen Filtereinrichtungen eingeschaltet ist und niemals beide parallele Filtereinrichtungen gleichzeitig ein- oder ausgeschaltet sind. Es sei zur näheren Erläuterung darauf hingewiesen, dass an den Ausgängen der beiden Demodulatoren 25 und 26 zwei getrennte, den Strömungsvektoren 9 und 10 (siehe Figuren 1 und 2) entsprechende Signale aus einem Frequenzgemisch von stochastischer Verteilungsdichte zur Verfügung stehen, die, nachdem sie durch die Filtereinrichtung 22 hindurchgegangen sind, zu einem tf-Signal vereinigt werden, welches frei von denjenigen Frequenzsignalanteilen ist, die durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufen werden und welches nur Verschiebefrequenzen innerhalb eines durch die Filtereinrichtung 22 eingestellten Frequenzbereichs enthält. Eine alternative Einrichtung 21 zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultraschall-Verschiebungsfrequenz-Messein tung 18 ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum, die in Figur 4B dargestellt ist, umfasst einen ersten Demodulator 32, einen zweiten Demodulator 33 und einen dritten Demodulator 34, welche an ihren Eingängen 35, 36 und 37 jeweils die gleichen Signale erhalten, wie oben bezüglich der Eingänge 27 und 28 der Demodulatoren 25 und 26 angegeben ist, also jeweils das Sendefrequenzsignal f0 und das Empfangsfrequenzsignal f0 + tf in elektrischer Form, wozu natürlich die Eingänge 35, 36 und 37 ebenso wie die Eingang ge 27 und 28 jeweils aus zwei Leitungen bestehen. Der Demodulator 32 führt eine Demodulation mit einer Phasenverschiebung von f =00 gegenüber dem Sendefrequenzsignal f0 durch und gibt daher an seinem Ausgang 38 alle diejenigen Frequenzen aus dem Gemisch f0 + ssf ab, die gleich oder kleiner als die Sendefrequenz sind. Der Demodulator 33 führt eine Demodulation mit#=900 gegenüber dem Sendefrequenzsignal f durch und gibt daher an seinem Ausgang 39 von dem Frequenzgemisch f + Af alle diejenigen Frequenzen ab, die gleich oder grösser als die Sendefrequenz sind. Schliesslich führt der Demodulator 34 eine Demodulation mit t =1800 gegenüber dem Sendefrequenzsignal f0 durch und gibt daher aus dem Frequenzgemisch f0 +Af alle Frequenzen in zeitlicher Reihenfolge ab. Die Ausgänge 38, 39 und 40 der Demodulatoren 32, 33 und 34 sind an eine Summiereinrichtung 41 angeschlossen, welche die von den Demodulatoren abgegebenen Demodulationssignale summiert und das Summensignal über deren Ausgang 43 an eine Vergleichseinrichtung 43 gibt, die vorzugsweise ein Rechner ist und die ausserdem direkt an die Ausgänge 38, 39 und 40 der Demodulatoren 32, 33 und 34 angekoppelt ist. Die Vergleichseinrichtung 43 arbeitet in folgender Weise: (a) sie bildet ein erstes sekundäres Differenzsignal, das gleich der Differenz zwischen der Summe der Demodu lationssignale einerseits und der Differenz zwischen den Ausgangssignalen der Demodulatoren 32 und 33 an dererseits ist; (b) sie bildet ein zweites sekundäres Differenzsignal, das gleich der Differenz zwischen der Summe der Demodula tionssignale einerseits und der Differenz zwischen den Aus gangssignalen der Demodulatoren 33 und 34 andererseits ist; (c) sie bildet ein drittes sekundäres Differenzsignal, das gleich der Differenz zwischen der Summe der Demodula tionssignale einerseits und der Differenz zwischen den Ausgangssignalen der Demodulatoren 32 und 34 anderer seits ist; und (d) sie gibt immer das jeweils grösste dieser sekundären Differenzsignale auf ihren Ausgang 44. Auf diese Weise erhält man am Ausgang 44 bereits ein Frequenzgemisch mit stochastischer Verteilungsdichte, welches frei von dem durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteil ist und nach einer Niederfrequenzsignalaufbereitung gegebenenfalls nach Durchlaufen eines Regelverstärkers in die Filtereinrichtung 22 eingegeben werden kann, wobei in diesem Fall die Filtereinrichtung 22 nicht aus mehreren parallelen Filtern gleicher Art zu bestehen braucht, wie oben für den Fall der Einrichtung 21 gemäss Figur 4A beschrieben. Die Filtereinrichtung 22 umfasst im Falle der Verwendung einer Einrichtung 21 der in Figur 4B gezeigten Art in Hintereinanderschaltung ein Hochpassfilter, dessen Güte Q und dessen Frequenz # fc vorzugsweise durch ein binärkodier- tes Signal über Tasten programmierbar sind. Bevorzugt ist ein Festprogramm mit einer oberen Grenzfrequenz FHI von 480 Hz bzw. von einer Zeitkonstanten v von 0,00208 sec oder mit einer oberen Grenzfrequenz von 960 Hz bzw. von einer Zeitkonstante Z von 0,00104 sec des Hochpassfilters vorgesehen. Dem Hochpassfilter ist ein Tiefpassfilter nachgeschaltet, in dem gemäss dem vorgesehenen Festprogramm eine Abtrennung aller Frequenzanteile entweder oderhalb von 1250 Hz entsprechend einer Zeitkonstantenr von 0,0008 sec oder oberhalb von 2100 Hz entsprechend einer Zeitkonstanten t von 0,00047 sec erfolgt. Gemäss diesem Festprograx können also vier bevorzugte Frequenz fenster bzw. -durchlassbereiche der Filtereinrichtung 22 ausgewählt werden, nämlich 480 bis 1250 Hz, 480 bis 2100 Hz, 960 bis 1250 Hz und 960 bis 2100 Hz. Ausserdem können andere Fqequenzdurchiass- bereiche der Filtereinrichtung 22 bevorzugt manuell oder durch andere Programme eingestellt werden. Es sei an dieser Stelle erwähnt, dass diese Grenzfrequenzen bzw. -zeitkonstanten der Filtereinrichtung 22 in einem direkten Bezug zum Rotationsverhalten der Erythrozyten bei manipulierter Vasomotion der praeterminalen Blutstrombahn stehen, und durch die vorgenannte umschaltbare Filtereinrichtung 22 stehen zur rechnerischen Prüfungsauswertung jeweils vier autonome Frequenz fenster zur Verfügung. Die Selektion des jeweilig zur Berechnung, also Weiterverarbeitung, verwendeten Frequenzbereichs ist primär von der augenblicklichen Kreislaufsituation des Patienten sowie von dessen Gefäss- und Durchblutungsstatus abhängig und muss von Fall zu Fall individuell vorgenommen werden. Als Kriterium hierfür kann die weiter unten näher erläuterte, auf dem unteren Teil des Monitors in Figur 3B an gedeuteteAf-Hüllkurve sowie ein Display aus einer Reihe lichtemittierenden Dioden dienen, das den jeweiligen vertikalen Endpunkt der Af-Hüllkurve anzeigt. In beiden Fällen sollte die Programmierung der Filtereinrichtung 22 solange verändert werden, bis die diastolische/enddiastolische Strömungsgeschwindigkeit den kleinsten Wert aufweist. Im Falle der Verwendung einer Einrichtung 21 gemäss Figur 4A ist die vorstehend näher beschriebene Filtereinrichtung doppelt vorgesehen, nämlich für jeden < f-Kanal eine, d.h. je eine Filtereinrichtung für je einen der beiden Ausgänge 30 und 31 der Einrichtung 21, wobei diese beiden parallelen Filtereinrichtungen einen gemeinsamen Ausgang haben. In jedem Fall erhält man am Ausgang der Filtereinrichtung 22 das innerhalb des gewählten Frequenzbands erscheinende Verschiebungsfrequenzgemisch aus den verschiedenen Verschiebungsfrequenzen Af, das dann der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23, von der eine Ausführungsform weiter unten in Verbindung mit der Erläuterung der Figur 3B näher beschrieben ist, zugeführt wird. Es sei nun die in Figur 3B in-einem in nähere Einzelheiten gehenden Blockschaltbild dargestellte Ausführungsform eines Diagnosegeräts erläutert: Auch die Ausführungsform der Figur 3B umfasst, wie in dieser Figur eingezeichnet, die Ultraschallsonde 19, die Hochfrequenzsende- und -empfangseinrichtung 20, eine Einrichtung 21 zum Entfernen des durch die Rotation der Erythrozyten hervorgerufenen Anteils aus dem von der Ultra schall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung 19, 20 ermittelten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzspektrum, die beispielweise gemäss Figur 4A oder Figur 4B ausgebildet sein kann, und die Integrier- und Vergleichseinrichtung 23, an deren Ausgang 24 das Diagnosesignal erhalten wird. Im übrigen umfasst diese Ausführungsform zusätzlich zur Figur 3A noch die nachfolgend näher beschriebenen Baueinheiten. Zunächst ist eine Niederfrequenzsignalaufbereitungsein- richtung 45 vorgesehen, die sowohl im Falle der Verwendung einer Einrichtung 21 nach Figur 4A als auch der Verwendung einer Einrichtung 21 nach Figur 4B zwischen die Einrichtung 21 und die Filtereinrichtung 22 geschaltet sein kann, wie in Figur 3B dargestellt. Dem Ausgang der Filtereinrichtung 22 ist ein Regelverstärker 46 nachgeschaltet, der dazu dient, das innerhalb des von der Fitlereinrichtung 22 durchgelassenen Frequenzbandes auftretende Frequenzgemisch in seiner Amplitude zu normieren. Dieser Regelverstärker kann jedoch auch zwischen die Niederfrequenzsignalaufbereitungseinrichtung 45 und Filtereinrichtung 22 geschaltet werden, und zwar vor der Abzweigung 47, an der eine Leitung 48 abzweigt, die zum Eingang einer Steuereinheit 49 geht, in welchem Falle für die Steuereinheit 49 kein gesonderter Regelverstärker erforderlich ist. Wenn allerdings eine Einrichtung 21 der in Figur 4A gezeigten Art verwendet wird, dann ist für jeden Demodulationssignalkanal, entsprechend den Ausgängen 30 und 31 der Figur 4A, ein gesonderter Regelverstärker erforderlich. Bevor auf die zwischen dem Regelverstärker 46 und der Integrierund Vergleichseinrichtung 23 gemäss Figur 3B vorgesehenen Baueinheiten und deren Funktionsweise näher eingegangen wird, sei zunächst darauf hingewiesen, dass in der Ausführungsform nach Figur 3B ein Monitor 50 zur Wiedergabe des zeitlichen Verlaufs der Differenz der Integrale der spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen des von der Filtereinrichtung 22 durchgelassenen vorbestimmten Ultraschall-Verschiebungsfrequenzbereichs an den Ausgang 24 der Integrier- und Vergleichseinrichtung angeschlossen ist. Diese vorgenannte Differenz der Integrale wird nachstehend auch als#ssAf-Signal bezeichnet, während die einzelnen Integrale auch alsfAf-Signale bezeichnet werden. Das ajn f-Signal ist im vorliegendenBeispielsfall auf der oberen Hälfte des als Fernsehbildschirm-Monitor ausgebildeten Monitors 50 wiedergegeben, wie bei 65 dargestellt. Der Monitor 50 ist ausserdem zur gleichzeitigen Wiedergabe des zeitlichen Verlaufs der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall-Verschiebungsfrequenzen des von der Filtereinrichtung 22 durchgelassenen vorbestimmten Ultraschall-Verschiebungs frequenzbereichs mit einer Spektralverteilungsdichtebestimmungseinrichtung 51 verbunden. Diese ist mit ihrem Eingang 52 bzw. 53 über weiter unten erläuterte Baueinheiten und gegebenenfalls den Regelverstärker 46 an den Ausgang der Filtereinrichtung 22 angekoppelt. Der Ausgang 54 bzw. 55 ist über einen Speicher 56 an den Eingang 57 bzw. 58 der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23 angekoppelt. Die Ankopplung der Filtereinrichtung 22 an die Spektralverteilungsdichtebestimmungseinrichtung 51 umfasst einen Analog-zu-Digital-Umsetzer 59, dessen Ausgangssignal direkt über den Eingang 52 in einen ersten Rechner 60 der Spektralverteilungsdichtebestimmungseinrichtung 51 gegeben wird. Ausserdem ist der Ausgang des Analog-zu-Digital Umsetzers 59 über einen Speicher 61 und den Eingang 53 mit einem zweiten Rechner 62 der Spektralverteilungsdichtebestimmungseinrichtung 51 verbunden. Schliesslich ist der Ausgang des Speichers 56 über einen Digital-zu-Analog-Umsetzer 63 mit dem Monitor 50 zur Wiedergabe der über die Zeit gemittelten spektralen Verteilungsdichte auf dem Monitor verbunden. Diese über die Zeit gemittelte Spektralverteilungsdichte wird vorliegend im unteren Teil des Monitorbildschirms als Hüllkurve wiedergegeben, wie bei 64 angedeutet ist. Das hierzu in den Monitor eingegebene Signal wird nachfolgend auch als Af-Hüllkurvensignal bezeichnet und wird vorliegend auf dem Monitorbildschirm zeitlich synchron mit dem ,6f-Signal wiedergegeben. Zur Erstellung eines zentralen herzzyklussynchronen Steuersignals für die komplette Messeinrichtung in der Steuereinheit 49 wird dieser Steuereint über die Leitung 48 entweder das Signal des Demodulationskanals mit ip = 0 oder das kombinierte nf-Signal zugeführt. Sofern dieses Signal nicht bereits über den Regelverstärker 46 normiert worden ist, was von der Anordnung des Regelverstärkers, wie oben im einzelnen erläutert, abhängt, ist in der Stuereinheit 49 ein eigener Regelverstärker vorgesehen. Das mit dem Regelverstärker normierte nf-Signal wird in der Steuereinheit 49 über einen Nulldurchgangsdetektor in ein impulsbreitenmoduliertes Signal umgesetzt. Nach Konvertierung dieses Signals durch einen Frequenz-Spannungs-Umsetzer, der ebenfalls in der Steuereinheit 49 vorgesehen ist, wird von dem daraus resultierenden Analogsignal durch Differen zierung die erste mathematische Ableitung (erster Differentialquotient) ermittelt und ein Triggersignal St erstellt, das am Ausgang 66 der Steuereinheit 49 erhalten wird. Dieses Triggersignal wird, wie in Figur 3B angedeutet ist, der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23, den Rechnern 60 und 62 und dem Speicher 61 zugeführt und dient dazu, eine zeitlich synchrone Ablaufsteuerung dieser Baueinheiten zu bewirken. Schliesslich ist an den Ausgang der Filtereinrichtung 22 ein Niederfrequenzverstärker 67 angekoppelt, an dessen Ausgang ein Kopfhörer oder Lautsprecher 68 angeschlossen ist, wodurch die akustische Darstellung der Blutströmungsgeschwindigkeit und der deren Verhalten proportionalen Verschiebungsfrequenz erfolgen kann. Je nach der Ankopplung und Ausbildung des Niederfrequenzverstärkers 67 und des Kopfhörers oder Lautsprechers 68 kann die akustische Darstellung stereophon entsprechend den Strömungsvektoren 9 und 10 (siehe Figuren 1 und 2) erfolgen. Das dabei übertragene Frequenzband entspricht dem der oben erwähnten vier Frequenzfenster der Filtereinrichtung 22, sofern nach deren Festprogramm gearbeitet wird. Schliesslich ist an den Ausgang 24 der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23 ein Oszillator 69 angekoppelt und mit dem Niderfrequenzverstärker 67 verbunden, so dass beim Auftreten eines Diagnosesignals, das hier auch als EVI Signal bezeichnet ist und den Oszillator 69 in Gang setzt, dem im Kopfhörer oder Lautsprecher 68 hörbaren Strömungssignal ein Dauerton überlagert wird, der einen durch ein Diagnosesignal detektierten Effekt signalisiert. Die grundsätzliche Funktionsweise des sich an den Ausgang der Filtereinrichtung 22 anschliessenden Teils der Schaltung der Figur 3B ist folgende: Im Speicher 61 wird aufgrund eines manuellen Befehls ein Bezugs-#f-Signal gespeichert, was beispielsweise zu Beginn eines Messzyklus erfolgen kann, wobei dieses Bezugs 4Signal beispielsweise einem beliebigen Herschlag entspricht, der noch von einer evozierten extrakorporalen Stimulation unbeeinflusst ist. Dieses vorher durch den Analog-zuDigital-Umsetzer 59 digitalisierte Bezugs-Af- Signal steht dem Rechner 62 zur Verfügung, welcher einen Bezugswert der zeitlich gemittelten spektralen Verteilungsdichte der Verschiebungsfrequenzen errechnet und diesen Bezugswert in den Speicher 56 eingibt. Alle in der darauffolgenden Messperiode von beispielsweise 90 Sekunden pro Herzschlag eintreffenden Åa f-Signale werden nach Digitalisierung im Analog-zu-Digital-Umsetzer 59 als aktuelle lSf-Signale fortlaufend dem Rechner 60 zugeführt, der die über die Zeit gemittelten jeweils aktuellen spektralen Verteilungsdichten der Verschiebungsfrequenzen berechnet und ebenfalls in den Speicher 56 eingibt. Infolgedessen erstellen beide Rechner 60 und 62 die über die Zeit gemittelte spektrale Verteilungsdichtekurve der Verschiebungsfrequenzen, wobei der Rechner 60 die aktuelle Verteilungsdichtekurve und der Rechner 62 eine Bezugsverteilungsdichtekurve erstellt. Die durch den Rechner 60 erstellten Verteilungsdichtekurven werden dem Speicher 56 über den Ausgang 70 entnommen, anschliessend mittels des Digital-zuAnalog-Umsetzers 63 digitalisiert und dann auf dem Bildschirm des Monitors 50 als Hüllkurve 64 dargestellt, die sich über die Messperiode von vorliegend 90 sec erstreckt, wie auf dem Bildschirm in Figur 3B angedeutet. Ausserdem wird sowohl die aktuelle über die Zeit gemittelte spektrale Verteilungsdichtekurve der Verschiebungsfrequen zen über den Ausgang 70 des Speichers 56 als auch die über die Zeit gemittelte spektrale Bezugsverteilungsdichtekurve der Verschiebungsfrequenzen über den Ausgang 71 des Speichers 56 den Eingängen 57 bzw. 58 der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23 zugeführt, welche diese beiden Verteilungsdichtekurven integriert, also fortlaufend aktuelle Integral-flf-Signale und ein Bezugs-Integral-Åaf-Signal während der Messperiode erstellt sowie fortlaufend während der Messperiode die Differenz zwischen dem jeweils aktuellen Integral-Af-Signal und dem Bezugs-Integral-Af-Signal bildet, so dass man fortlaufend aktuelle4f#f-signale erhält, die insgesamt über die Messperiode hinweg auf dem Bildschirm des Monitors 50 eine gAf-Kurve 65 ergeben. Wenn die beiden Signale, aus denen das jeweils aktuelle AEf-Signal durch Differenzbildung erzeugt wird, nicht mehr als 1% voneinander abweichen, wird das n/n f-Signal zu Null angenommen, so dass dadurch das Rauschen unterdrückt und eine rauschfreie glatte Nullinie innerhalb Identität der erwähn ten Signale im Bereich von ' 1% auf dem Bildschirm des Mo- nitors 50 geschrieben wird. Wie bereits weiter oben erwähnt, kann der Monitor auch eine andere Darstellungs- und/ oder Aufzeichnungseinrichtung, beispielsweise ein Zwei Kanal-Recorder sein. Bevorzugt werden sowohl die # f-Hüll- kurvensignale als auch die AWaf-Signale zusätzlich auf zwei voneinander unabhängigen LED-Bargraph-Displays als oszillierende Balken oder Punkte dargestellt, so dass dadurch die trägheitslose Überwachung des Blutströmungsverhaltens ermöglicht wird. Die Berechnung von einem der beiden Strömungsvektoren 9 oder 10 kann im übrigen von der bevorzugten Ausführungsform wahlweise per Taste veranlasst werden. Eine besonders bevorzugte Ausführungsform der Integrierund Vergleichseinrichtung 23 besitzt folgenden Aufbau: Sie besteht im wesentlichen aus einem Spannungs-Frequenz Umsetzer mit grosser Bandbreite, einer Start-Stop-Einheit und einem Bit-Zähler mit Speicher, insbesondere einem 4 x 4 Bit-Zähler. In dieser Integrier- und Vergleichseinrichtung wird das pulsatile #f-Hüllkurvensignal über den Spannungsfrequenzumsetzer in ein amplitudenkonstantes Rechtecksignal umgewandelt, dessen Frequenz um so höher ist, je grösser die Amplitude der Hüllkurve wird (du/df). Das Ausgangssignal des Spannungs-Frequenz-Umsetzers ist somit direkt proportional der Eingangs amplitude und weist einen Hub von 10 kHz/1 V auf, so dass 1 V einem nf-Wert von 1000 Hz entspricht. Hieraus ergibt sich für die Bandbreite eine Auflösung von 10 Impulsen pro Hz, was bedeutet Af = 1 mV in der Af-Hüllkurve. Beim Eintreffen des ersten herzzyklussynchronen Triggerimpulses von der Steuereinheit 49 werden über die Start-Stop-Einheit der im 4 x 4 Bit-Zähler der Irf tegrier- und Vergleichseinrichtung 23 vorhandenen Werte gelöscht, und der Zählereingang wird für eine vorbestimmte Zeitdauer, die vorzugsweise 450 msec beträgt, zur Dateneinlesung freigegeben. Nach Ablauf dieser Dateneinlesungsperiode erfolgt ein Datentransfer in den Speicher der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23 und ein Löschen des 4 x 4 Bit-Zählers. Der dimensionslose Speicherwert repräsentiert das Flächenintegral der Af-Hüllkurve und wird als Bezugswert verwendet. Da die Berechnung des aktuellen4f-Signals vorzugsweise von Herzschlag zu Herzschlag durchgeführt wird, erfolgt in diesem Falle die Ergebnisdarstellung um einen Herzzyklus verschoben. Da bei der Stimulation, zum Beispiel im Bereich der Concha, sowohl eine Zunahme als auch eine Abnahme der Blutströmungsgeschwindigkeit im Messareal gegenüber dem Ausgangswert auftreten kann, muss die Berechnung der /caf-Werte unter Berücksichtigung eines Polaritäts-Vorzeichens erfolgen. Die Basislinie des Monitors, beispielsweise eines Recorders befindet sich deshalb in der Mitte und weist in beiden Richtungen einen graduierten Bereich von beispielsweise 25 Gradteilungen für 250 Hz der errechneten Af-Wer- te auf. Ober ein digitales Vorwahlprogramm wird dem Rechner der Integrier- und Vergleichseinrichtung 23 zum Beispiel entsprechend 250 Hz der errechneten Af-Werte eingegeben und eine Subtraktion in Bezug auf die Anzeige durchgeführt. Das heisst, unabhängig von der autonom ablaufenden instantanen Berechnung kann die Darstellung dahingehend beeinflusst werden, dass der eingegebene Wert von errechneten subtrahiert und erst dann angezeigt wird, wenn dieser überschritten wird. Da bei der nachträglichen Befundung ersichtlich sein muss, mit welchem Subtraktionswert operiert wurde, erfolgt bei Uberschreiten des vorgewählten Wertes am Monitor bzw. Recorder eine Sprungfunktion in der Höhe des eingegebenen Wertes. In praxi würde sich zum Beispiel für den Wert 5 eine Sprungfunktion von 12.5 Gradteilungen = 125 Hz des errechneten Af-Werts ergeben. Steigt die Strömungsgeschwindigkeit weiter an, so zeigt der am Monitor bzw. Recorder dargestellte Wert so lange einen analogen Verlauf, bis der eingestellte Sollwert unterschritten wird und mit einer Sprungfunktion auf die Basislinie zurückkehrt. Analoges gilt für den Vorgang mit umgekehrten Polaritätsvorzeichen. Parallel hierzu kann über ein LED-Display eine Vorzeichenanzeige des EVI- bzw. Diagnose-Signals erfolgen. Das am Bargraph-Display. dargestelltg*Af-Signal unterliegt nicht dieser Rechenopertaion und zeigt somit jede Veränderung mit entsprechendem Polaritätsvorzeichen an, soweit sich eine Abweichung gegenüber dem gespeicherten Bezugswert ergibt. Durch die Gegenregulation in der praetermina len Strombahn besteht nach Beendigung der Stimulation noch einige Zeit ein verändertes Strömungsverhalten in Form von Nachschwankungen, die ein gegenüber dem Ausgangswert veränderts Flächenintegral ergeben. Ist diese Gegenregulation, die bis zu ,einer Minute andauern kann, bis auf 10% gegenüber dem gespeicherten Wert abgesunken, kann eine z.B. grüne LED-Anzeige signalisieren, dass nunmehr ein neuer Bezugswert im Speicher 61 eingespeichert werden kann. Erfolgte nämlich vor diesem Zeitpunkt die Eingabe eines neuen Bezugswerts, dann wäre die nachfolgende Berechnung zwangsweise falsch positiv. Es sei darauf hingewiesen, dass die einzelnen Rechnerdaten über einen digitalen Videomonitor mit Bildspeicher abgerufen und unter Zwischenschaltung eines Modulators auf einem Fernsehmonitor zur Darstellung gebracht werden können. Es sei nun auf Figur 5 Bezug genommen, die ein Blockschaltbild einer bevorzugten Frequenzanalysiereinrichtung zur Ermittlung der spektralen Verteilungsdichte der Ultraschall Verschiebungsfrequenzen zeigt, welche es ermöglicht, den jeweils interessierenden Frequenzbereich, auf den die Filtereinrichtung 22 einzustellen ist, festzustellen. In dieser Frequenzanalysiereinrichtung kann das vollständige Af-Sig- nal, das vor der Filtereinrichtung 22 abgenommen wird, im Frequenzbereich von vorzugsweise 0 bis 3 kHz, also dem gesamten Verschiebungsfrequenzbereich, in einer Mehrzahl von Kanälen, zum Beispiel in 256 Kanälen, auf spektrale Häufigkeitsverteilung untersucht werden. Diese spektrale Häufigkeitsverteilung kann beispielsweise durch eine Histogramm von Blaken oder Punkten dargestellt werden. Die in den einzelnen Kanälen, beispielsweise in den 256 Kanälen, ermittelten Werte werden vorzugsweise digitalisiert in einen Speicher gegeben. Im einzelnen ist die Frequenzanalysiereinrichtung nach Figur 5 wie folgt aufgebaut: Das tf-Signal kommt von der Ultraschall-Verschiebungsfrequenz-Messeinrichtung 20 entweder direkt oder über die Einrichtung 21 und/oder 45 (siehe insbesondere Figur 3B) und wird über eine Torschaltung 72 mit dem Ausgangssignal einer Steuereinrichtung 73 verknüpft, die ihr Eingangssignal von einer Elektrokardiogrammeinheit 74 erhält. Die Steuereinrichtung 73 dient zum Erzeugen eines variablen herzzyklussynchro nen Triggerimpulses und umfasst in Hintereinanderschaltung folgende Baueinheiten: eine Triggerimpulserzeugungsschaltung 75 zum Erzeugen eines herzzyklussynchronen Triggerimpulses vorbestimmter Zeitdauer, sowie eine Triggerimpulsverzögerungs- oder -verlängerungsschaltung 76 und eine durch den verzögerten Triggerimpuls oder die Abstiegsflanke des verlängerten Triggerimpulses getriggerte Impulserzeugungseinrichtung 77, die Impulse einstellbarer Länge erzeugt. Der an den Ausgang der Torschaltung 72 angekoppelte Teil der Frequenzanalysiereinrichtung umfasst, wie die Figur 5 zeigt, folgendes: Einen Analog-zu-Digital-Umsetzer 78, der zwischen den Ausgang der Torschaltung 72 und die parallelen Eingänge eines Bezugsspeichers 79 undeines Signalspeichers 80 geschaltet ist. Sowohl der Bezugsspeicher 79 als auch der Signalspeicher 80 sind mit den Eingängen eines Rechners 81 verbunden, dessen Ausgänge 82 und 83 an den Eingang eines Multiplexers angeschlossen sind. Dem Multiplexer 84 ist ein Mehrkanalfilter 85 nachgeschaltet, das beispielsweise ein 256 Kanaifilter sein kann. Auf dieses Mehrkanalfilter 85 folgt ein Videoumsetzer 86, dem ein Monitor 87 nachgeschaltet ist. Mit dem Mehrkanalfilter 85 und dem Videoum setzer 86 sowie mit der Verbindung zwischen dem Mehrkanalfilter und dem Videoumsetzer 86 kann ein Punkt-Histogrammrechner 88 verbunden sein. In Figur 6 sind einige Kurven zur Erläuterung der Arbeitsweise des Eingangsteils der Frequenzanalysiereinrichtung nach Figur 5 dargestellt, und zwar stellt die Kurve I den zeitlichen Verlauf des tf-Signals dar, während die Kurve II zeitlich synchron den Verlauf eines Elektrokardiogramms zeigt; die Kurve III zeigt einen in der Triggerimpulserzeugungsschaltung 75 erhaltenen Triggerimpuls; die Kurve IV zeigt den durch die Triggerimpulsverzögerungs- bzw. -verlängerungsschaltung 76 verlängerten Triggerimpuls; und die Kurve V zeigt den von der Abstiegsflanke des verlängerten Triggerimpulses ausgelösten Impuls, der von der Impulserzeugungseinrichtung 77 abgegeben wird und in seiner Länge einstellbar ist. Im einzelnen arbeitet die Steuereinrichtung 73 der Figur 5 wie folgt: Die Triggerimpulserzeugungsschaltung 75 leitet einen herzzyklussynchronen Triggerimpuls 89 aus dem EKG-Signal der Herzsystole, nämlich dem QRS-Komplex, ab. Die nachgeschaltete Triggerimpulsverzögerungs- bzw. -verlängerungsschaltung 76 verlängert den Trl znpuls 89 variabel einstellbar bis über den gesamten Bereich der Diastole, so dass sich der Impuls 90 in Figur 6 ergibt. Die Impulserzeugungsschaltung 77 kann beispielsweise eine monostabile Torschaltung sein, welche mit der Abstiegsflanke 91 des Impulses 90 geöffnet wird und ein hochliegendes Signal im Bereich einer zeitlichen Länge von 0 bis 450 msec abgibt, d.h. bis über die gesamte Länge der hämodynamischen Phase. Diese Länge ist einstellbar, und man erhält den Impuls 92 in Figur 6. Das Ausgangssignal der Steuereinrichtung 73 öffnet die Tor schaltung 21, so dass eine gewisser Frequenzbereich aus dem Gesamt-Äf-Bereich für die Auswertung durchgelassen wird, oder bei maximaler Länge des Steuerimpulses auch der Gesamt Af-Bereich. Diese durchgelassenen Frequenzen werden in dem Analog-zu-Digital-Umsetzer 78 digitalisiert, und es wird im Bezugsspeicher 79 ein repräsentativer Herzzyklus ohne Stimulation des Patienten gespeichert, während in den Signalspeicher 80 das aufgrund einer Stimulation, Provokation, Evokation veränderte Af-Signal des gleichen Zeitbereichs (positionsmässig und längenmässig), wie es das tf-Signal des Bezugssepichers 79 ist, eingegeben wird. Der Rechner 81 berechnet die Differenz aus den den einzelnen Frequenzen entsprechenden Häufigkeiten. Der eine Ausgang 82 des Rechners ermöglicht es, wahlweise den Inhalt des Bezugsspeichers 79 oder des Signalspeichers 80 in den Multiplexer 84 einzugeben, während über den Ausgang 83 des Rechners die vorgenannten Differenzen in den Multiplexer 84 eingegeben werden. Der Multiplexer 84 schaltet die eingegebenen Frequenzen synchron ablaufend durch, so dass am Ausgang des nachgeschalteten Mehrkanalfilters 85 gewichtete Kanäle erhalten werden (häufigkeitsgewichtet). Der Punkt-Histogrammrechner 88 bewirkt über einen Cursor die wahlweise Ausschnittsdarstellung einer aufgenommenen spektralen Verteilung, so dass entweder eine Punktdarstellung oder eine histographische erhalten wird, und zwar entweder über den vollen nf-Bereich oder über einen Ausschnitt des Gesamtdf-Bereichs. Die von der Verbindungsstelle zwischen dem Mehrkanalfilter 85 und dem Videoumsetzer 86 zum Punkt-Histogrammrechner 88 in Figur 5 eingezeichnete Leitung führt das erforderliche Steuersignal zum Cursor zu. Durch diese Frequenzanalysiereinrichtung können, wie bereits erwähnt, interessierende Frequenzbereiche ermittelt und in die Filtereinrichtung 22 der Figuren 3A und 3B einprogrammiert werden.

Claims: A diagnosis apparatus for detecting a blood flow signal by measuring the time alterations of the flow of erythrocytes in preterminal and/or terminal vascular systems, comprising: (a) an ultrasonic shift frequency measuring device (19, 20) for measuring ultrasonic shift frequencies which are caused by the interaction of the erythrocytes with an ultrasonic field, (b) a device (21) for removing the turbulent flow portion of the erythrocytes from the ultrasonic shift frequency spectrum determined by the ultrasonic shift frequency measuring device (19, 20), which comprises first and second demodulators (32, 33), the first demodulator (32) of which demodulates the electrical shift frequency signals present at the output of an ultrasonic transceiver probe (29), with a first phase shifting, preferably of 0°, in relation to the electric transmitter frequency signal, while the second demodulator (33) demodulates the shift frequency signals present at the output of the ultrasonic transceiver probe (19), with a second phase shifting in relation to the electric transmitter frequency signal, which is preferably 90°; (c) a filtering device (22) for filtering out a predetermined ultrasonic shift frequency range from the ultrasonic shift frequency spectrum; and (d) an integrator and comparator device (23) for constituting the integral of the spectral distribution density of the ultrasonic shift frequencies of the predetermined ultrasonic shift frequency range and for comparing the magnitudes of the integrals formed by the integrator and comparator device (23) on the basis of two ultrasonic shift frequency spectrums determined in temporal succession, as well as for providing a diagnosis signal which represents the comparing result; characterized in that the device (21) for removing the turbulent flow portion of the erythrocytes comprises the following: (1) a third demodulator (34) which demodulates the shift frequency signals present at the output of the ultrasonic transceiver probe (19), with a third phase shifting in relation to the electric transmitter frequency signal, which is preferably 180°; (2) a summing device (41) which summarizes the demodulation signals provided by the demodulators (32, 33, 34); and (3) a comparator device (43) which derives differential signals from the sums of the demodulation signals and the differences of the demodulation signals, and transfers always the largest of these differential signals to its output (42). The diagnosis apparatus according to claim 1, characterized in that the comparator device (43) is a computer. The diagnosis apparatus according to claim 1 or 2, characterized by a monitor (50) which is connected to the integrator and comparator device (23), for displaying the timely course of the difference of the integrals of the spectral distribution density of the ultrasonic shift frequencies of the predetermined ultrasonic shift frequency range. The diagnosis apparatus according to claim 3, characterized in that the monitor (50) is also connected to a spectral distribution density determination device (51), for displaying, preferably simultaneously, the timely course of the spectral distribution density, averaged as regards time, of the ultrasonic shift frequencies of the predetermined ultrasonic shift frequency range, which device comprises two calculators (60, 62) which are connected with their inputs (52, 53) to the output of the filtering device (22) and with their outputs (54, 55) to the input (57, 58) of the integrator and comparator device (23). The diagnosis apparatus according to claim 4, characterized in that the filtering device (22) is connected directly as well as over a first memory (61) to the spectral density distribution determination device (51) and that the spectral density distribution determination device (51) is coupled over a second memory (56) to the integrator and comparator device (23) and the monitor (50). The diagnosis apparatus according to claim 5, characterized in that an analog-to-digital converter (59) is installed in the connection between the filtering device (22) on the one hand and the first memory (61) as well as the spectral density distribution determination device (51) on the other hand, and that it is preferred to insert a digital-to-analog converter (63) in the connection between the second memory (56) and the monitor (50). The diagnosis apparatus according to one of claims 1 to 6, characterized by a control device (49) generating trigger pulses synchronous with the cardiac cycle, the output (66) of which is coupled to the integrator device (23), the spectral density distribution determination device (51) and the first memory (61) and whose trigger pulses effect the timely synchronous sequencing control of the integrator device (23), the spectral density distribution determination device (51) and the first memory (61). The diagnosis apparatus according to one of claims 1 to 7, characterized by a frequency analyzer which determines the spectral distribution density of the ultrasonic shift frequencies (Fig. 5). The diagnosis apparatus according to claim 8, characterized by a gate circuit (72) connecting the output of the ultrasonic shift frequency measuring device (19, 20) to the output of a control unit (73) for generating a trigger pulse (92) of variable duration, which is synchronous with the cardiac cycle, and a multi-channel analyzer (78 to 88) coupled to the gate circuit (72), for multi-channel analyzation of that frequency range of the ultrasonic shift frequencies which passes the gate circuit (72). The diagnosis apparatus according to claim 9, characterized in that the control unit (73) is coupled to an electrocardiogram unit (74) and comprises in series connection the following: (a) a trigger pulse generation circuit (75) for generating a trigger pulse (89) of a predetermined duration, which is synchronous with the cardiac cycle; (b) a trigger pulse delay or prolongation circuit (76) with adjustable delay and prolongation duration, respectively; and (c) a pulse generating device (77) triggered by the delayed trigger pulse (90) or the descent edge (91) of the prolonged trigger pulse (90), which device generates pulses (92) of adjustable duration.

Inventors: MAUSER, RUDOLF
Applicants: MAUSER, RUDOLF
Application year: 1985
Main classification: A61B8
IPC codes: A61B8