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1. WO1997030630 - METHOD AND DEVICE FOR MEASURING THE INTRACRANIAL PRESSURE IN THE SKULL OF A TEST SUBJECT

Note: Text based on automatic Optical Character Recognition processes. Please use the PDF version for legal matters

[ DE ]

Verfahren und Vorrichtung zur Messung des intracraniellen
Druckes in einem Schädel eines Probanden

Besehreibung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen eines intracraniellen Druckes in einem Schädel eines Probanden.

Der intracranielle Druck, also der Druck innerhalb des Schädels eines Menschen wird auf vielfältige Weise gemessen, wobei alle momentan durchgeführten Meßmethoden darauf basieren, daß der - als rundum geschlossener Kontainer betrachtete -Schädel mittels einer Bohrlochtrepanation geöffnet werden muß, um einen entsprechenden Meßaufnehmer einsetzen zu können. Der Aufwand hierfür ist erheblich, was wohl nicht weiter ausgeführt werden muß. Darüber hinaus sind die Meßergebnisse nur bedingt zuverlässig, da der Anbringungsort des Bohrloches, die Art des Meßaufnehmers selbst und dessen sich über die Zeit verändernde Zustand und weitere Randbedingungen die Meßergebnisse erheblich beeinflußen können. Nicht-invasive Messungen werden bisher ausschließlich an Kindern vorgenommen, deren Fontanelle noch nicht geschlossen ist, so daß die Kopfhautbewegung in diesem Bereich, die ja ein Maß für die Druckschwankungen darstellt, meßbar ist. Eine atraumatische Messung des intracraniellen Druckes über die Abnahme einer sogenannten "kapazitiven Pulswelle" ist aus Wiener klinische Wochenschrift, Heft 18, 28. September 1990, S. 543-547 bekannt. Es hat sich aber gezeigt, daß die bekannte Meßmethode hinsichtlich ihrer Reproduzierbarkeit große Schwierigkeiten aufwirft .

Als weitere Möglichkeiten der nicht -invasiven Messung des intracraniellen Drucks werden die Messung der Schallübertragung durch den Schädel (Annais of a Biomedical Engeneering Vol. 23 pp 720 727, 1995), die Messung der Dicke der Hirnhaut
(Neuroscence Letters 198, pp 68-70, 1995) oder auch eine Art von Volumenmessung über Ultraschall (NASA Tech. Briefs, June 1994) beschrieben. Alle diese bekannten Verfahren sind jedoch aufwendig und ihre Resultate sind wenig befriedigend.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zu Grunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung des intracraniellen Drucks aufzuzeigen, die in einfacher Weise eine hinreichend genaue Bestimmung des intracraniellen Drucks erlauben.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Messung des intracraniellen Drucks in einem Schädel eines Probanden gelöst, das die folgenden Schritte umfaßt:

Am Schädel des Probanden werden mindestens zwei Elektroden so befestigt, daß sie einen elekrischen Kontakt zum Schädel haben. Ein zeitlicher Verlauf eines elektrischen Widerstandes, insbesondere eines komplexen Widerstandes also eines ohmschen Widerstandes und einer Kapazität zwischen den mindestens zwei Elektroden wird als elektrisches Signal gewonnen. Ein, dem Blutdruckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im wesentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgender Extremwert des elektrischen Signals wird als erster Amplitudenwert bestimmt. Ein zweiter Amplitudenwert wird aus dem elektrischen Signal gewonnen, wo dieses zum ersten Mal nach dem ersten Amplitudenwert entweder ein Maximum oder einen Wendepunkt hat. Ein dritter Amplitudenwert wird aus dem elektrischen Signal zu einem Zeitpunkt später als der zweite Amplitudenwert gewonnen. Aus den Amplitudenwerten wird ein normierter Druckmeßwert zur weiteren Verwendung gewonnen. Ein wesentlicher Punkt dieses Verfahrens liegt einerseits darin, daß in beson-ders einfacher Art und Weise und mit herkömmlichen Methoden eine Messung vorgenommen wird, die jederzeit von Nicht-Fachleuten durchführbar ist. Während nämlich heute in der praktischen Medizin die Messung des Hirndrucks meist epidural mittels Miniaturdrucksonden erfolgt, also nur von Ärzten durch-geführt werden kann, ist das erfindungsgemäße Verfahren von jedem Sanitäter auch in einem Unfallrettungswagen durchführbar. Die durch das erfindungsgemäße Verfahren gewinnbaren Meßwerte können in vielerlei Weise weiterverwendet werden. Insbesondere ist es möglich, Veränderungen des Hirndrucks über längere Zeiträume zu verfolgen, ohne daß dadurch der Proband bzw. Patient belastet würde.

Aus dem zweiten Amplitudenwert und dem dritten Anplitudenwert kann ein Quotient gebildet werden, um den normierten Druck-meßwert zu gewinnen. Dadurch wird gewährleistet, daß die bei der Messung unvermeidbar auftretenden Streuungen der Absolutwerte, aus den verschiedensten Einflüssen wie körperliche Unterschiede, unterschiedliche Elektrodenanbringungen usw., keinen Einfluß auf die Meßergebnisse haben.

Eine andere Möglichkeit, normierte Druckmeßwerte zu gewinnen, liegt in der Bildung eines Vektors derart, daß der Vektor aus einem Anfangspunkt beim zweiten Amplitudenwert und einem Endpunkt beim dritten Amplitudenwert gebildet wird. Insbesondere die Richtung des Vektors spielt hierbei eine Rolle bei der

Berechnung des Druckmeßwertes. Dies gilt auch dann, wenn der Vektor aus einem Anfangspunkt beim ersten und einem Endpunkt beim zweiten Amplitudenwert gebildet wird.

Der dritte Amplitudenwert wird bei einer bevorzugten Ausführungsform eine definierte Zeitspanne nach dem zweiten Amplitudenwert aus dem elektrischen Signal abgeleitet. Diese defi-nierte Zeitspanne kann man nun aus einem Zeitintervall zwischen dem zweiten Amplitudenwert und einem vierten Amplitudenwert herleiten. Der vierte Amplitudenwert wird dort definiert, wo der Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit eine entgegengesetzte Krümmung zum Verlauf des elektrischen Signals über die Zeit beim zweiten Amplitudenwert aufweist. Die oben erwähnte definierte Zeitspanne beträgt vorzugsweise in wesentlichen die Hälfte des Zeitintervalls.

Vorzugsweise werden die Meßwerte nicht aus Einzelereignissen, sondern aus Signalmittelwerten hergeleitet, die über eine

Vielzahl von elektrischen Signalen gemittelt wurden. Dadurch wird in ansich bekannter Weise die Meßgenauigkeit erheblich vergrößert .

Bei einer Ausführungsform der Erfindung wird der erste Amplitudenwert als sich wiederholender StartZeitpunkt für die Bildung des Signalmittelwertes verwendet . Besonders vorteilhaft ist es jeoch, am Probanden noch eine weitere Elektrode zur Gewinnung eines EKG anzubringen - was in den meisten Fällen ohnehin notwendig ist - und einen Wert im EKG zu definieren, der als sich wiederholender Startzeitpunkt für die Bildung der Signalmittelwerte Verwendung findet.

Zum Kalibrieren oder Eichen der Messung werden vorzugsweise ein erster und ein zweiter (normierter) Druckmeßwert gewonnen und zwar der erste Druckmeßwert in einer ersten und der zweite Druckmeßwert in einer zweiten Position des Probanden, wobei der Schädel des Probanden in der ersten Position relativ zur räumlichen Position seines Herzens (insbesondere des-sen rechten Vorhofs) um einen definierten Betrag höher (oder niedriger) liegt als in der zweiten Position. Durch diese sehr einfache Veränderung der hydraulischen Verhältnisse können nunmehr Absolutmessungen durchgeführt werden.

Die Elektroden zur Gewinnung des elektrischen Signals werden vorzugsweise an Positionen des Schädels des Probanden befestigt, die möglichst weit auseinanderliegen. Vorzugsweise wird darum die eine Elektrode im Bereich des Haaransatzes der Stirn des Probanden und die weitere Elektrode im Bereich hinter seinem Ohr angebracht. Es hat sich gezeigt, daß die so gewonnen Signale optimal verwertbar sind. Eine der zwei Elektroden wird hierbei auf Masse gelegt, wobei vorzugsweise die auf Masse gelegte Elektrode auch gleichzeitig die Masseelektrode für einen EKG-Ableitung bildet .

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich durch folgende Merkmale aus :

mindestens zwei Elektroden (1, 2) , die am Schädel des
Probanden derart befestigbar sind, daß sie einen elektrischen Kontakt zum Schädel haben,- eine Messeinrichtung (10) zum Gewinnen eines elektri- sehen Signals (p(t)), welches einen zeitlichen Verlauf eines elektrischen Widerstandes und/oder einer Kapazität zwischen den mindestens zwei Elektroden (1, 2) darstellt;
eine Speichereinrichtung (20) zum Speichern des elektri- sehen Signals (p(t) ) ;
eine Recheneinrichtung (30) zum Bestimmen eines Extremwertes des elektrischen Signals (p(t)), der einem Blut- druckmaximum entsprechend einer Systole mit einer im wesentlichen gleichbleibenden Verzögerung folgt und zum
Bestimmen eines ersten Amplitudenwertes (Pmin) des Extremwertes sowie zum Bestimmen eines zweiten Amplitudenwertes (Pl) aus dem elektrischen Signal (p(t)) dort, wo des elektrische Signal (p(t)) zum ersten Mal nach dem ersten Amplitudenwert (Pmin) entweder ein Maximum
(p(t)=0) oder einen Wendepunkt (p*(t)=0) hat und zum Gewinnen eines normierten Druckmeßwertes aus den Amplitudenwerten (Pmin, Pl, P2) , und - Verwertungseinrichtungen, insbesondere eine Anzeigeeinrichtung (40) , einen Drucker (41) und/oder eine Schreibstation zum Beschreiben von Datenträgern.

Weitere bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Abbildungen näher erläutert . Hierbei zeigen

Fig. 1 ein Blockschaltbild einer Ausführungsform einer
Vorrichtung zur Messung des intracraniellen Drucks im Schädel eines Probanden,

Fig. 2 eine Eich- oder Kalibriereinrichtung,

Fig. 3 ein Blockschaltbild eines Teils der in Fig. 1 gezeigten Meßanordnung,

Fig. 4 ein Blockschaltbild eines weiteren Teils der in
Fig. 1 gezeigten Anordnung,

Fig. 5 ein Datail-Schaltbild eines Teils der in Fig. 3 gezeigten Anordnung, und

Fig. 6 Meßdaten, die sich mit einer Anordnung nach Fig. 1 gewinnen lassen.

In der nachfolgenden Beschreibung werden gleiche oder gleich-wirkende Teile mit denselben Bezugsziffern bezeichnet.

Wie in Fig. 1 dargestellt umfaßt die Vorrichtung eine Meßeinrichtung 10, an deren Eingängen eine Masseelektrode 1 sowie eine Ableitelektrode 2 liegen. Die Masseelektrode 1 wird hierbei z. B. hinter einem Ohr des Probanden, die Ableitelektrode 2 auf der Stirn in der Nähe des Haaransatzes schräg gegenüber der Masseelektrode 1 derart angebracht, daß ein mög- liehst großer Abstand zwischen den Elektroden 1 und 2 besteht .

Die AusgangsSpannung p(t) der Meßeinrichtung 10 wird einem Speicher bzw. Averager 20 zugeführt, der mit einer Recheneinrichtung 30 in steuernder und gesteuerter Verbindung steht. Der Recheneinrichtung 30 wird außerdem ein Ausgangssignal eines EKG-Verstärkers 60 zugeführt, dessen einer Eingang ebenfalls auf Masse (bzw. an der Massenelektrode 1) liegt und dessen anderer Eingang an eine in üblicher Art und Weise ausgeführte und angebrachte EKG-Elektrode 3 gekoppelt ist.

Die Recheneinrichtung 30 steht weiterhin mit einem Zeitgeber 31 sowie mit Datenausgabeeinrichtungen in Verbindung, wobei hier ein CRT 40, ein Drucker 41 und eine Diskettenstation 42 zur Verdeutlichung der Ausgabemöglichkeiten vorgesehen sind. Darüberhinaus ist auch eine Alarmeinrichtung 43 an die Recheneinrichtung 30 gekoppelt, welche dann in Betrieb gesetzt wird, wenn die abgetasteten Meßwerte bestimmte Kriterien er-füllen.

In Fig. 2 ist eine Halteeinrichtung 50 angedeutet, auf welche ein Proband gesetzt werden kann. In einer ersten aufrechten Stellung einer Lehne der Halteeinrichtung 50 (in Fig. 2 mit durchgezogener Linie dargestellt) besteht eine erste Höhendifferenz Hl zwischen seinem Schädel und dem Herzen während in einer zweiten, zurückgelehnten Position (in Fig. 2 mit unterbrochenen Linien angedeutet) eine zweite, geringere Höhendifferenz H2 zwischen dem Herzen und dem Schädel vorliegt. Diese Halteanordnung 50 dient dazu, einen definierten Druckunterschied vorzugeben, um die Gesamtanordnung zu eichen bzw. zu kalibrieren.

Nachfolgend wird anhand von Fig. 3 die in Fig. 1 angedeutete Meßeinrichtung 10 näher erläutert.

Die Meßeinrichtung 10 umfaßt einen Modulator-/Demodulatorteil 11, in welchem eine Trägerfrequenz f abhängig von den zwi- sehen den Elektroden 1 und 2 vorliegenden ohmschen- und insbesondere kapazitiven Verhältnissen amplitudenmoduliert und gleichgerichtet wird. Das gleichgerichtete Ausgangssignal des Modulator- /Demodulatorteils 11 wird einem Verstärker bzw. Spannungsverdoppler 12 zugeführt, welchem ein erster Tiefpass 13 mit einer oberen Grenzfrequenz von etwa 71 Hz zur frequenzmäßigen Begrenzung des Nutzsignals, ein zweiter Tiefpass 13 zur Unterdrückung der eingangs erwähnten Trägerfrequenz f und ein Hochpass 15 nachgeschaltet sind, dessen Grenzfrequenz zwischen den Werten 7,9 mHz und 450 mHz umschaltbar ist und der zur Unterdrückung von Artefakten im Nutzsignal dient.

Dem Hochpass 15 ist ein Verstärker 16 nachgeschaltet, dessen Verstärkung in einem weiten Bereich einstellbar ist. Beim hier gezeigten Ausführungsbeispiel wird ein Verstärkungsfaktor von K=23-230 vorgesehen.

Dem Verstärker 16 ist eine Linearisierungsschaltung 17 nachgeschaltet, die auf die Übertragungskennlinie eines Orto-kopplers 18, der zur galvanischen Trennung dient, zugeschnitten ist. Dem Ortokoppler 18 ist ein Impedanzwandler 19 nachgeschaltet .

Nachfolgend wird der EKG-Verstärker 60 anhand von Fig. 4 nä-her erläutert, obwohl dieser EKG-Verstärker von herkömmlicher, ansich bekannter Bauart sein kann.

Der EKG-Verstärker 60 umfaßt eingangsseitig einen Tiefpass 61, an dessen Eingang die EKG-Elektrode 3 angeschlossen ist. Der Tiefpass 61 weist eine Grenzfrequenz von etwa 34 Hz auf und dient zur HF-Unterdrückung.

Dem Tiefpass 61 ist ein Hochpass 62 nachgeschaltet, dessen Grenzfrequenz bei etwa 0,16 Hz liegt und welcher der DC-Un-terdrückung dient. A" Ausgang des Hochpasses 62 liegt ein

EKG-Vorverstärker 63 dessen Verstärkungsfaktor beim hier gezeigten Ausführungsbeispiel zwischen 16 und 150 einstellbar ist und dessen Ausgangssignal am Eingang eines Notchfilters 64 liegt, der die am Aufstellungsort verwendete Netzfrequenz (50 bzw. 60 Hz) unterdrückt.

Das Ausgangssignal des Notchfilters 64 liegt am Eingang eines Hochpasses 65, welcher die selben Eigenschaften und den selben Zweck erfüllt wie der Hochpass 62.

Das Ausgangssignal des Hochpasses 65 ist auf den Eingang eines EKG-Verstärkers 66 mit konstantem Verstärkungsfaktor (hier K=33) geführt. Das Ausgangssignal des EKG-Verstärkers 66 ist auf den Eingang eines Tiefpasses 67 mit einer Grenz-frequenz von etwa 32 Hz geführt, der zur Unterdrückung von Oberwellen dient. Das Ausgangssignal des Tiefpasses 67 ist auf eine Linearisierungsschaltung 68 geführt, welche auf die Kennlinie eines nachgeschalteten Ortokopplers 69 zugeschnitten ist, welcher der galvanischen Trennung dient. Das Ausgangssignal des Ortokopplers 69 ist auf den Eingang eines Hochpassfilters 70 geführt, welches der DC-Unterdrückung dient und eine Grenzfrequenz von etwa 0,22 Hz aufweist. Das Ausgangssignal des Hochpassfilters 70 ist auf den Eingang eines Impedanzwandlers 71 geführt, dessen Ausgangssignal - wie in Fig. 1 gezeigt - der Rechenschaltung 30 zugeführt wird.

Nachfolgend wird die in Fig. 3 im Blockschaltbild gezeigte Modulator-/Demodulatoreinrichtung 11 anhand von Fig. 5 näher erläutert .

Wie aus Fig. 5 ersichtlich umfaßt die Modulator-/Demodulatoreinrichtung 11 einen Feldeffekttrensistor VI mit zwei Gates, dessen eines Gate zusammen mit dem Drain-Anschluß auf der positiven Betriebsspannung liegt und dessen anderes Gate über einen Kondensator C22 auf Masse liegt. Die beiden Gate-Anschlüsse sind über einen Kondensator C21 miteinander verbunden .

Der zweite Gate-Anschluß liegt weiterhin über eine erste Induktivität LI auf dem Source-Anschluß des Transistors VI, der wiederum über eine zweite, gleichgroße Induktivität L2 auf Masse liegt. Der Source-Anschluß ist über einen Kondensator C23 auf die Anode einer ersten Diode Dl geführt, deren Kathode auf Masse liegt. Die Anode der ersten Diode Dl ist weiterhin mit der Kathode einer zweiten Diode D2 verbunden, deren Anode über einen Widerstand R23 zum Ausgang der Modulator- /Demodulatorschaltung 11, also zum Eingang des Verstärkers 12 geführt ist. Die Anode der zweiten Diode D2 ist weiterhin über eine Parallelschaltung eines Kondensators C24 und eines Widerstands R31 auf Masse geführt.

Der Verbindungspunkt der beiden Dioden Dl und D2 und des Kondensators C23 ist über einen Kondensator C25 zum Eingang der Modulator-/Demodulatorschaltung 11, also zur Ableitelektrode 2 geführt.

Die in Fig. 5 gezeigte Schaltung funktioniert derart, daß eine durch die Induktivitäten LI und L2 und den Kondensator C22 vorgegebene Frequenz mit einer bestimmten Amplitude erzeugt wird, die in ihrer Amplitude durch den komplexen Wider-stand verändert wird, der zwischen den Elektroden 1 und 2 anliegt, wobei in erster Linie die Kapazität zwischen den Elektroden 1 und 2 hinsichtlich der erwähnten Amplitudenmodulation eine Rolle spielt.

Es sei aber an dieser Stelle ausdrücklich erwähnt, daß nicht nur eine Messung der Kapazität zwischen den Elektroden 1 und 2 sondern auch des reellen, ohmschen Widerstandes zwischen den beiden Elektroden oder aber eine kombinierte Messung dieser beiden Größen gemäß der vorliegenden Erfindung verwendbar ist.

Nachfolgend wird das erfindungsgemäße Verfahren anhand der Fig. 6 näher erläutert, welche Messungen an insgesamt neun Probanden darstellt. Hierbei ist jedem Probanden ein Buch-stabe a-e zugeordnet. Jede der Einzeldarstellungen a-e umfaßt eine Vielzahl von gemittelten Überläufen, wobei der Startzeitpunkt der Mittelwertsbildung aus einem EKG (gewonnen mit dem EKG-Verstärker 60) hergeleitet wurde. Die Darstellung al- ler Kurven ist hierbei derart, daß die Signale p(t) von einem Zeitpunkt an aufgetragen sind, der kurz vor einem ersten und absoluten Minimalwert Pmin im Signal p(t) liegt. Der in Fig. 6 angegebene Maßstab ist nur zur groben Abschätzung der tatsächlichen Verhältnisse angegeben, da es auf die Absolutwerte bei der hier gezeigten Darstellung nicht ankommt.

Die Kurven a-c in Fig. 6 zeigen allesamt Signalverläufe bei Probanden, deren intracranieller Druck als normal bezeichnet werden kann. Derartige "Normalkurven" zeichnen sich zunächst dadurch aus, daß zwischen dem ersten signifikanten Amplitudenwert Pmin, dem in Fig. 6 gezeigten ersten Minimum und dem zweiten signifikanten Amplitudenwert Pl ein im wesentlichen glatter Kurvenverlauf vorliegt.

Nach dem zweiten Amplitudenwert, dem Maximum bei Pl kann ein dritter Amplitudenwert P2 definiert werden, der in etwa in der Mitte zwischen dem zweiten Amplitudenwert Pl und einem vierten Amplitudenwert PI liegt, der bei einem lokalen Mini-mum mit einem darauffolgenden Miximalwert P3 definiert ist.

In den drei Kurvenverläufen a-c ist zu sehen, daß der dritte Amplitudenwert P2 sowohl innerhalb eines glatten
(abfallenden) Kurvenzweigs als auch in einem Wendepunkt
(Kurve b) oder gar in einem Maximum (Kurvenverlauf c) liegen kann. In allen Fällen ist aber das Signal p(t) bei P2 geringer als bei Pl .

Die Kurven d-f, welche Signalverläufe p(t) zeigen, die an Probanden mit erhöhtem intracraniellen Druck darstellen, un-terseheiden sich von den Kurvenverläufen a-c dadurch, daß der

Signalverlauf von p(t) beim Amplitudenwert P3 erhöht ist. Ansonsten sind auch hier die Amplitudenwerte P2 niedriger als die Amplitudenwerte Pl .

Ganz anders ist das Bild der Signalverläufe p(t), die an Probanden mit erhöhtem intracraniellem Druck abgeleitet wurden, wie sie in den Darstellungen der Fig. 6 g-i zu finden sind. Bei allen diesen Darstellungen ist ersichtlich, daß der dritte Amplitudenwert P2 immer höher ist als der zweite Amplitudenwert Pl. Der vierte Amplitudenwert PI kann sogar auch noch höher sein als der dritte Amplitudenwert P2. Dies bedeutet, daß der zweite Amplitudenwert Pl eher als Wendepunkt denn als (lokales) Maximum erscheint, so daß man bei Bildung des Quotienten P2/P1 einen (normierten) Wert dafür erhält, ob noch ein "normaler" oder ein "abnormal erhöhter" intracra-nieller Druck vorherrscht, was dann der Fall ist, wenn dieses Verhältnis die Zahl 1 übersteigt. Wenn dies der Fall ist, insbesondere dann, wenn das Maß, um welches dieser Wert 1 überstiegen wird, außerhalb eines zulässigen Bereiches liegt, kann die in Fig. 1 angedeutete Alarmeinrichtung 43 angesteuert werden .

Weiterhin ist es auch möglich, die eingangs bereits beschriebene vektorielle Darstellung vorzunehmen, um festzustellen, ob der dritte Amplitudenwert P2 höher ist als der zweite Amplitudenwert Pl . Dies ist nämlich regelmäßig dann der Fall, wenn die Steigung des Vektors von Pl nach P2 größer als Null wird. Eine weitere Möglichkeit die Kurve in einfacher Weise zu analysieren, liegt darin, daß die zweite Ableitung p(t) gebildet wird, welche bei den Kurvenverläufen g-i beim
Amplitudenwert Pl den Wert Null hat. Darüber hinaus sind die Zeitintervalle zwischen dem ersten Amplitudenwert Pmin und dem zweiten Amplitudenwert Pl geringer als in den Kurvenverläufen a-f, wie dies aus Fig. 6 deutlich hervorgeht.

Wenn man den intracraniellen Druck eines Probanden beobachtet, also feststellen will, ob der Druck mit der Zeit an-steigt, was auf bestimmte Schäden hinweisen könnte, so ist es von Vorteil, wenn eine Kalibrierung oder Eichung vorgenommen wird.Vom Probanden werden dann in zwei verschiedenen Positionen Meßsignale abgeleitet, wobei in einer ersten Position der Kopf relativ zum Herzen höher liegt als in einer zweiten Po-sition. Durch ein solches Kippen kann der intracranielle

Druck von einem Normalwert (ein gesunder Proband steht aufrecht) gemäß Fig. 6 a auf einen Verlauf gemäß Fig. 6 g-i gebracht werden, wenn der Kopf des Probanden sehr tief liegt, der Proband z. B. einen Kopfstand macht. Ein solcher Kurvenverlauf dürfte natürlich nie auftreten, wenn der Proband sitzt oder liegt.

Bezugszeichenliste

1 Masse-Elektrode
2 Ableit-Elektrode
3 EKG-Elektrode
10 Messeinrichtung
11 Modulator-/Demodulatorschaltung
12 Verstärker
13 Tiefpass (71 Hz)
14 Tiefpass (Unterdrückung f)
15 Hochpass 7,9 mHz / 0,45 Hz
16 Verstärker
17 Linearisierung
18 galvanische Trennung
19 Impedanzwandler
20 Speicher
30 Recheneinrichtung
31 Zeitgeber
40 CRT
41 Drucker
42 Diskettenstation
43 Alarmeinrichtung
50 Halteeinrichtung
60 EKG-Verstärker
61 Tiefpass 34 Hz, HF-Unterdrückung
62 Hochpass 0,16 Hz, DC-Unterdrückung
63 EKG-Vorverstärker
64 Notchfilter
65 Hochpass, DC-Unterdrückung
66 EKG-Verstärker
67 Tiefpass 32 Hz, Oberwellenunterdrückung
68 Linearisierung
69 galvanische Trennung Hochpass, DC-Unterdrückung 0,22 Hz Impedanzwandler