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Gebiet der Erfindung
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Die
Erfindung bezieht sich auf ein System und Verfahren für genaue
Messungen des Volumens und der Fläche von Objekten unter Nutzung
elektromagnetischer Induktionsverfahren.
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Hintergrund der Erfindung
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Es
bestehen zahlreiche Gelegenheiten, bei denen genaue Messungen des
Volumens und der Fläche insbesondere
von Objekten oder Teilen von Objekten mit variablen Volumina oder
Flächen
von essentieller Bedeutung sind. Zum Beispiel ist auf dem Gebiet
der Medizin die Aufzeichnung von Atemvolumina bei Patienten oftmals
ziemlich entscheidend. Unglücklicherweise
sind diese Messungen häufig
grob und ungenau und beruhen bestenfalls auf veralteten oder unzuverlässigen technischen
Ausführungsarten.
Die Aufzeichnung der Atemvolumina bei Patienten wird gegenwärtig entweder
dadurch durchgeführt,
dass eine Volumenstromerfassungsvorrichtung (z. B. indem ein Spirometer
oder Tachymeter verwendet wird) an die Atemwege einer Person angeschlossen
wird, oder indem die mechanischen Bewegungsausschläge des Brustkorbs
und der Bauchdecke gemessen werden. Zu langfristigen Überwachungszwecken
sind die auf den Luftwegen beruhenden Verfahren ungeeignet, weil
sie die normale Atmung stören
und für
den Patienten unangenehm sind. Dies trifft besonders für Kinder
und manche andere Patienten zu. Obwohl gegenwärtig auf den Luftwegen basierende
Verfahren bei Patienten verwendet werden, die auf Atmungsunterstützungsvorrichtungen
angewiesen sind, kann es auch weniger eingreifende und zuverlässigere
Mittel geben, um solche Daten zu erhalten.
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Ähnlich sind
Verfahren, die auf Aufzeichnungen von Brustkorb- und Bauchdeckenbewegungen
beruhen, entweder auf Dehnungsmessstreifenbasis (Aufzeichnung von
Veränderungen
bei der Körperumfangslänge) oder
auf Basis von elastischen induktiven elektrischen Leiterschleifen,
die um Brustkorb und Bauch des Patienten angeordnet sind. Aufzeichnungen über die
Induktivität
der Schleifen können
dann dazu verwendet werden, die Größenordnung von Querschnittsflächenveränderungen
der Brust- und Bauchabschnitte zu ermessen. Das
US-Patent
Nr. 4,308,872 und die
GB
1 596 298 sind Beispiele für diese Eigeninduktivitätsschleifenermessungstechnologie.
Solche Verfahren könnten
für quantitative
Messungen von Atemvolumina nur nach einer Kalibrierungsprozedur
verwendet werden, bei welcher der Patient bekannte Luftvolumina
mit variablen Atembewegungsverteilungen zwischen den Brust- und
Bauchabschnitten ein- und ausatmet.
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Momentan
haben die meisten Geräte
für Messungen
von Brustvolumenveränderungen
noch Nachteile, die mit Kalibrierung, Stabilität, Genauigkeit und Zuverlässigkeit
zusammenhängen.
Die Methoden beruhen entweder auf Messungen des Umfangs von Brust
und Bauch (Dehnungsmesswertaufnehmer) oder auf Messungen der elektrischen
Induktivität
von Leiterschleifen, die um Brust und Bauch angeordnet werden. Der Grund
dafür,
dass Bauchsensoren verwendet werden, liegt darin, dass die Abwärtsbewegung
des Zwerchfells während
des Einatmens Volumenveränderungen
sowohl des Brustkorbs als auch Bauchs bewirken, die dem Schätzwert der
Lungenvolumenbewegungsausschläge
noch hinzuaddiert werden müssen.
Es gibt kein festes Verhältnis
zwischen den Bauch- und
Brustvolumenveränderungen.
Und zwar könnten
die relativen Beiträge
zu den Gesamtvolumenveränderungen
auch als Konsequenz von Atmungsanstrengung, Luftwegswiderstand oder
Schlafzustand variieren. Somit sind unabhängige Kalibrierungen beider
Messstellen notwendig (wenn bekannte Verfahren eingesetzt werden),
um die tatsächlichen,
durch Atmung verursachten Volumenveränderungen abzuschätzen.
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Die
Dehnungsmess- oder Umfangsabstandsmethoden weisen kein einfaches
oder reproduzierbares Verhältnis
zwischen den gemessenen Veränderungen
und den Volumina auf, die gemessen werden. Dieses Verhältnis hängt von
Annahmen über
das Verhältnis
zwischen der von der Schleife umschlossenen Fläche und der Länge der
Schleife ab, die nur für
eine feststehende Geometrie gelten. Obwohl manche der auf Induktivität beruhenden
Methoden für
sich in Anspruch nehmen können,
dass eine Fläche
gemessen wird (d. h. davon ausgegangen wird, dass sie proportional
zur Schleifeninduktivität
ist), gilt die Annahme nur, solange die relative Form der Schleife
beibehalten bleibt.
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Unglücklicherweise
ist das bei den Querschnittsflächenveränderungen
des menschlichen Brustkorbs oder Bauchs, die durch Atmung verursacht
werden, nicht der Fall.
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Sämtlichen
auf Fläche
beruhenden Methoden ist eine erhebliche Ungewissheit bei den Berechnungen von
Volumenveränderungen
aus den geschätzten
Flächenveränderungen
gemein. Ein Grund dafür
ist, dass nur punktuelle Proben (an den Stellen der Messwertaufnehmer)
gemessen werden. Um Flächenveränderungen
zu Volumina in Beziehung zu setzen, ist irgendein Kalibrierungsmittel
notwendig. Die Kalibrierungsprozedur hängt stark von der Mitarbeit
des Patienten ab, um Koeffizienten für sowohl Brust- als auch Bauchmessstellen
zu erhalten, und lässt
sich bei kleinen Kindern, Patienten mit Dyspnoe (Atemnot) und bewusstlosen
Patienten nicht anwenden.
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Diese
Erfindung beschreibt neuartige Systeme und Verfahren für auf elektrischer
Induktivität
beruhende Volumen- und Flächenmessungen
durch Mittel und Wege, welche die vorstehend erörterten Nachteile ausschalten.
Die Erfindung ist nicht auf Patientenmitarbeit zur Kalibrierung
angewiesen und ist ein echtes Volumen- oder Flächenmessverfahren, das nicht
von Annahmen über
die Verhältnisse
zwischen Umfang, Fläche und
Volumen abhängt.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Nach
der vorliegenden Erfindung wird ein System zur Messung der sich
verändernden
Querschnittsfläche
oder des Volumens mindestens eines Abschnitts eines Objekts mit
einem homogenen Magnetfeld bereitgestellt, welches System enthält:
eine
leitfähige
Spuleneinrichtung, die dafür
ausgelegt, dass sie eng um die verschiedenen Umfänge mindestens eines Abschnitts
des Objekts konfiguriert wird;
eine feststehende Spuleneinrichtung,
die dafür
ausgelegt ist, dass sie in Bezug auf die leitfähige Spuleneinrichtung um dem
Objekt entfernt angeordnet ist, so dass ein homogenes Magnetfeld
um die leitfähige
Spuleneinrichtung in dem Fall erzeugt wird, dass die feststehende
Spuleneinrichtung Strom führt,
und so dass ein Magnetfeld um die feststehende Spuleneinrichtung
in dem Fall erzeugt wird, dass die leitfähige Spuleneinrichtung Strom
führt;
und
eine Stromerzeugungseinrichtung, die in der Lage ist, an
die leitfähige
Spuleneinrichtung oder die feststehende Spuleneinrichtung Wechselstrom
anzulegen, um eine induzierte Spannung in der anderen Spuleneinrichtung
zu erzeugen, welche induzierte Spannung sich über die Zeit mit Veränderungen
des Volumens oder der Querschnittsfläche des Objekts ändert.
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Nach
einem anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren
zur Messung des sich verändernden
Volumens oder der sich verändernden
Querschnittsfläche
mindestens eines Abschnitts eines Objekts innerhalb eines homogenen
Magnetfelds mittels des Systems bereitgestellt, das die folgenden
Schritte umfasst:
Konfigurieren der Spuleneinrichtung eng um
die verschiedenen Umfänge
mindestens eines Abschnitts des Objekts;
Positionieren der
feststehenden Spuleneinrichtung entfernt vom Objekt und der leitfähigen Spuleneinrichtung, so
dass ein Magnetfeld um entweder die leitfähige Spuleneinrichtung oder
die feststehende Spuleneinrichtung erzeugt werden kann, sofern und
wenn die andere Spuleneinrichtung über einen elektrischen Strom
mit Energie versorgt wird; und
Erzeugen eines elektrischen
Stroms entweder in der leitfähigen
Spuleneinrichtung oder der feststehenden Spuleneinrichtung, um ein
induziertes Spannungssignal in der anderen Spuleneinrichtung zu
erzeugen, welche induzierte Spannung sich über die Zeit mit Veränderungen
des Volumens oder der Querschnittsfläche des Objekts ändert.
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Kurze Beschreibung der Zeichnungen
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1 ist
eine Anordnung von in Reihe geschalteten Schleifen und eines Magnetfeldvektors.
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2 ist
ein Blockschema einer ersten Ausführungsform des Systems der
Erfindung.
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3 ist
eine Ausführungsform
einer Messwertaufnehmerauslegung zur Verwendung als Spuleneinrichtung.
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4 ist
eine Probenaufzeichnung vom Gebrauch des Systems von 2.
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5 ist
eine vergrößerte Ansicht
der Rohvolumenkurve von 4, die Herzpulse im Volumen
zeigt.
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6 ist
eine Schemaansicht einer zweiten Ausführungsform der Erfindung.
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7 ist
eine Schemaansicht einer dritten Ausführungsform der Erfindung.
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8 ist
eine Schemaansicht einer vierten Ausführungsform der Erfindung.
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9 ist
eine Schemaansicht einer fünften
Ausführungsform
der Erfindung.
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10 ist
eine Schemaansicht einer sechsten Ausführungsform der Erfindung.
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11 ist
eine Schemaansicht einer siebten Ausführungsform der Erfindung.
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12 ist
eine grafische Bildschirmansicht von gleichzeitige Aufzeichnungen
unter Verwendung eines Spirometers und des Systems der Erfindung.
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13 ist
eine grafische Bildschirmansicht von Blutvolumenveränderungen
in Brust und Bauch, die durch Herzaktivität bewirkt werden.
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14 ist
eine schematische Blockschemaansicht einer Ausführungsform des Systems der
Erfindung.
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Ausführliche
Beschreibung der Erfindung
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Anhand
des technischen Hintergrunds und mit Bezug auf 1 ist
zu sehen, dass die induzierte Spannung in einer geschlossenen elektrischen
Leiterschleife 10 senkrecht zu einem homogenen Magnetfeld,
das sich mit der Zeit verändert,
folgende ist: USchleife =
(dB/dt)ASchleife Gleichung 1)worin
B die Magnetfeldstärke
und ASchleife die Fläche der Schleife ungeachtet
ihrer Form, und t Zeit ist.
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Wenn
also ein homogenes Magnetfeld mit einer bekannten Stärke und
zeitlichen Veränderung
und mit einer Richtung erzeugt wird, die entlang der Körperachse
eines Patienten verläuft,
ergeben Messungen von in Leiterschleifen induzierten Spannungen,
die um den Körper
des Patienten gewickelt sind, genaue Flächenmessungen. Um das Volumen
zu messen, müssen
die Volumina eines Stapels von Scheiben miteinander addiert werden,
wovon jede eine vermessene Fläche
und eine bekannte Dicke hat. Dies lässt sich ohne Weiteres dadurch
erzielen, dass mehrere Leiterschleifen verwendet werden, die um
den Körper
des Patienten gewickelt werden. Wenn der Abstand zwischen den Schleifen
konstant und bekannt ist, lässt
sich das zu ermittelnde Volumen (VKörper) ausdrücken als:
worin
s der Abstand zwischen den Schleifen ist.
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Eine
Summierung der induzierten Spannungen wird durch eine elektrische
Reihenschaltung der Schleifen erzielt, was die Komplexität des Systems
wirksam reduziert, weil nur die Spannung gemessen zu werden braucht.
Dies ist ein wichtiger Vorteil der hier offenbarten Erfindung, die
zu einer reduzierten Systemkomplexität führt. Die Wahl des Schleifenabstands
s (der hier austauschbar auch als Distanz d bezeichnet wird) ist
ein Kompromiss zwischen Genauigkeit und Annehmlichkeit der Auslegung
des Volumenmesswertgebers. Ein niedriger Wert von s bedeutet, dass
eine höhere
Anzahl von Schleifen gebraucht wird, um den Messbereich ganz zu
umschließen,
bei dem es sich typischerweise beim Messen des Rumpfs um die Höhe der Achselhöhle bis
hinunter zu den Hüftknochen
handelt. Wenn die Anzahl von Schleifen hoch wird, beginnt die Eigeninduktivität der in
Reihe geschalteten Schleifen drastisch zuzunehmen, was Auswirkungen
auf die Auslegung der elektronischen Schaltungen hat. In einer vorzuziehenden
Ausführungsform
sollen Werte von s im Bereich von vier bis acht cm verwendet werden,
bei denen es sich um die kleinsten Werte handelt, die für Kinder zu
verwenden sind. Dies führt
typischerweise zu acht (8) bis zehn (10) Schleifen. Es sind jedoch
auch andere Auslegungen möglich.
Das Magnetfeld muss in dem Volumen homogen sein, das von den einschlägigen Teilen des
Patientenkörpers
oder einem anderen in Messung befindlichen Objekt eingenommen wird.
Die praktische Erfahrung zeigt, dass ein Feld mit ausreichender
Stärke
und Homogenität
einfach dadurch erzeugt werden kann, dass ein Leiterdraht als vertikale
rechteckige Schleife entlang des Bodens, der Wände und der Decke eines Raums
angeordnet und ein Wechselstrom durch die Schleife eingespeist wird.
Vorzuziehende Werte sind 10 kHz bis 200 kHz mit Stromwerten unter
1 A, obwohl auch andere Auslegungen möglich sind. Zum Beispiel kann
mehr als eine elektrische Leiterschleife verwendet werden.
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Die 2–8 beziehen
sich auf eine erste Ausführung
dieser Erfindung, die nachstehend erörtert wird. Diese Ausführungsform,
die in 2 in Blockschemaform gezeigt ist, umfasst eine
Zusammenlegung sowohl der Wechselstromquelle für die Stromschleife, die das
Magnetfeld erzeugt, als auch der Schaltkreise, die gebraucht werden,
um das zurückgeschickte
Signal in einer einzelnen Einheit zu verstärken und gleichzurichten. Ein
frequenzkonstanter Quarzoszillator 30 regelt/steuert das
System 20, wobei die Ausgangsfrequenz des Oszillators durch
einen Binärzähler 34 auf,
den Sollwert herunterdividiert wird. Die angenommene Werten 1 MHz
und eine Teilung 16 sind willkürlich. Es ist jedoch ein Vorteil,
dass das in den Leistungsverstärker 36 eingespeiste
Signal eine symmetrische Rechteckwelle ist, weil dieser Wellenform
gleiche Frequenzoberwellen fehlen. Die Beseitigung ungewollter Oberwellenfrequenzkomponenten
durch ein Filter 37 ist dann einfacher. Solch eine Beseitigung
von Oberwellen ist vorzuziehen, um Strahlungsinterferenz mit anderen
elektronischen Geräten
zu vermeiden. Der Verstärkerausgang
wird schließlich
in eine induktive Last eingespeist, die fast keine Energie entzieht.
Indem eine Schaltverstärkerauslegung
(Klasse D) verwendet wird, und indem das Tiefpassfilter geeignet
ausgelegt wird, kann der Gesamtenergieverbrauch der Verstärkereinheit
auf ein Mindestmaß gesenkt
werden, was die Anforderungen nach Schaltkreiskühlung und Stromversorgungskapazität reduziert.
Das Tiefpassfilter 37 wäre
wahrscheinlich ein passives und würde bei der verwendeten Frequenz
keine wesentlichen Phasenverschiebungen in die Spannungswellenform
einschleppen. Das Signal, das von den in Reihe geschalteten Schleifen
aufgegriffen wird, die in einer Ausführungsform wie nachstehend
mit Bezug auf 6 gezeigt und beschrieben ist,
um einen Patienten gewickelt sind, wird zuerst in ein Bandpassfilter 44 eingespeist. Der
Zweck dieses Filters ist es, die Rauschunempfindlichkeit des Systems
zu verstärken.
Das Filter kann als Schmalbandresonanztransformator ausgelegt sein,
der wirksam eine galvanische Trennung der leitenden Drähte nahe
am Patienten und dem Rest der Vorrichtung bewerkstelligt.
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Ein
Vorverstärker 48 ist
nützlich,
weil die Rauschleistung der Verstärker besser ist als diejenige
eines Demodulators 53. Die Verstärkung des Verstärkers braucht
nicht höher
als nötig
zu sein, um das Rauschen des Demodulators mit einem typischen Wert
von ca. 20 bis 25 dB zu unterdrücken.
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Der
kohärente
Demodulator 53 demoduliert das Wechselspannungssignal und
lässt sich
leicht durch CMOS-Analogschalter implementieren, wie etwa der CD4016-
oder CD4066-Schaltung.
Einen kohärenten
Demodulator zu verwenden hat zwei Vorteile. Er ist über einen
weiten Signalstärkenbereich
sehr linear, und zusammen mit dem Tiefpassfilter 58 wird
eine wesentliche Verbesserung in Bezug auf Rauschunterdrückung erzielt.
Die effektive Bandbreite der Verstärkerkette beträgt die doppelte
Grenzfrequenz des Tiefpassfilters 58, wobei ein Beispiel
für einen
typischen Wert dieser Grenzfrequenz 5 bis 15 Hz ist, wobei
der höchste
Wert für Kinder
mit einer höheren
natürlichen
Atemfrequenz angesetzt ist.
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Der
Signalaufbereitungsblock 63 dient mehreren Zwecken. Er
sorgt für
eine Verstärkung
des Signals, wodurch es zur weiteren Verarbeitung in einem rechnergestützten System
geeignet gemacht wird. Auch stellt die Einheit einige Mittel zur
Grobeinstellung der Verstärkung
bereit, die vorzugsweise durch die Analyse-Software gesteuert wird.
Da das Signal am Ausgang des Tiefpassfilters 58 eine wesentliche
DC-Komponente oder konstante Komponente enthält (die dem Gesamtvolumen des
Körpers
innerhalb der Spulen entspricht), erhöht irgendeine Einrichtung zum
Subtrahieren dieser Komponente die Empfindlichkeit des Systems beim
Erfassen geringer Volumenveränderungen.
Eine solche Subtraktion kann mit einem elektronischen Hochpassfilter durchgeführt werden,
dessen Grenzfrequenz wesentlich unter den gewöhnlichen Atemfrequenzen (0,05
Hz oder darunter) liegen muss. Um die Zeit zu verkürzen, die
das Ausgangssignal beim Hochfahren des Systems zum Stabilisieren
braucht, wird eine Einrichtung zum Verkürzen der Zeitkonstante dieses
Filters (durch Widerstandsschalten) gewünscht. In manchen Fällen, in
denen nicht atmungsbezogene, langsame Veränderungen gemessen werden,
könnten
Absolutmesswertangaben des Volumens ohne irgendeine Nullsubtraktion
gewünscht
werden. Anwendungen davon könnten Ödementwicklungsüberwachung,
Gefäßvolumenreflexe,
Muskelwachstum oder Muskelatrophie, Auswirkungen chirurgischer Eingriffe,
usw. sein.
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Die
vorstehend beschriebenen elektronischen Schaltkreise lassen sich
ohne Weiteres auf einer Leiterplattenfläche von weniger als 50 cm2 einbauen und könnten mit einer A/D-Wandler- und Schnittstellensteuerschaltung
auf einer Einsteckkarte für
einen gewöhnlichen
PC integriert werden, wie beispielsweise nachstehend in 14 gezeigt
ist. Es könnte
auch eine komplette selbständige
Einheit hergestellt werden, wobei die Größe und Komplexität von der
Signalanalysenmenge, der Darstellungsfähigkeit und der in die Einheit
eingebauten Speicherkapazität
abhängen.
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Es
sollte betont werden, dass die vorstehende veranschaulichende Beschreibung
für nur
eine Ausführungsform
der Erfindung gedacht ist, wobei zahlreiche andere Einrichtungen
zur praktischen Umsetzung der zugrundeliegenden Technologie auch
im Rahmen der beigefügten
Ansprüche
liegen. Teile der Funktion des in 2 vorgeschlagenen
Blockschemas könnten
unter Verwendung digitaler Signalverarbeitungseinrichtungen oder
anderer Einrichtungen implementiert werden. Mindestens ein alternativer
Aufbau besteht darin, die gesamte Verarbeitung des Empfangssignals
digital ablaufen zu lassen und einen Demodulator 53 mit
einer Abtastrate mit aufzunehmen, die genau die doppelte Schleifenstromfrequenz
umfasst.
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Die
Messwertaufnehmer, welche die Stromschleifen enthalten, können aus
verschiedenen Materialien, wie etwa Kupfer oder einer ähnlichen
leitenden Metallbeschichtung, wie auch aus anderen Auslegungen hergestellt
werden. Zum Beispiel könnte
eine Auslegung von elastischen elektrischen Leitern ein Federbauteil mit
dem elektrischen Leiter kombinieren. Auch sind Einfachheit und Kosten
der Herstellung von Bedeutung. Eine andere Lösung besteht darin, eine einmal
verwendbare Einheit zu entwickeln, die aus metallbeschichteten Kunststoffbändern als
Leiterelemente besteht. Da die induzierten Spannungen sehr gering
sind (in der Größenordnung
von einigen wenigen Millivolt), und die Impedanzen niedrig sind
(es sei denn, die Anzahl der Schleifen wird sehr hoch), kann es
sein, dass keine Notwendigkeit besteht, isolierte Leiter zu verwenden.
Das Magnetfeld, das von einer Raumspule erzeugt wird, ist nämlich schwächer als
dasjenige, das von den Ablenkmagneten in einem Fernsehgerät erzeugt
wird. Solchen Magnetfeldern länger
ausgesetzt zu sein wird im Allgemeinen als harmlos erachtet. Da
eine Aufnahmeleiterspule, die um den Patienten gewickelt ist, galvanisch von
Rest der Geräteausrüstung getrennt
werden kann (was bereits bei den meisten elektrischen Geräten der Fall
ist, die zur Patientenüberwachung
verwendet werden), werden auch keine Stromschlaggefahren bestehen.
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Eine
Ausführungsform
für die
Auslegung eines einmal verwendbaren Messwertaufnehmers ist in 3 gezeigt.
Streifen aus metallbeschichteten Folien 72 und einfachen
Kunststofffolien 74, möglichst
einen Zentimeter breit, werden durch Verschweißen an den Kreuzungsabschnitten
zu einem Maschenwerk verarbeitet. Alternativ kann das ganze System
aus einer Folienbahn mit darauf befindlichen metallbeschichteten
Streifen ausgestanzt werden. Die Dicke der Folie wird so gewählt, dass
die zickzackförmigen
Streifen eine geeignete Elastizität haben. Eine rechteckige Bahn
aus einem solchen Maschenwerk wird schrägverlaufend so um den Patienten
oder die Person gewickelt, dass die Leiterstreifen zu einer Spirale
gedreht sind. Die Naht muss eine elektrische Leitung bereitstellen,
indem entweder irgendeine Art von Clips verwendet wird, oder die
Streifenpaare einfach miteinander verdrillt werden. Ein Kabel kann
an die Aufzeichnungsvorrichtung angeschlossen werden. Wie zu erkennen
ist, können
beispielsweise auch andere Vorrichtungen verwendet werden, um die
Spulenauslegungen um das zu messende Objekt zu wickeln, wie nachstehend
noch erörtert
wird.
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Eine
Ausführungsform
des Systems nach 2, wobei eine gewisse kleinere
Modifizierung bestand, wurde unter Verwendung der folgenden Parameter
getestet:
Strom/Frequenz: 70 kHz
Schleifenstrom: 200 mA
(es wurde eine Schleife mit 4 Windungen verwendet, also betrug der
effektive Strom 800 mA)
Schleifengröße: 2 × 2 m
Magnetfeldstärke im Patientenkörper: ≈ 2 μT
Inkrementale
Volumenempfindlichkeit (Systemrauschpegel): 1 ml
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Diese
Ausführungsform
weicht etwas von dem in 2 vorgeschlagenen Schema ab.
Ein selbstschwingender RC-Oszillator wurde als Frequenzsteuerelement
verwendet, und das Tiefpassfilter zwischen dem Leistungsverstärker und
der Raumschleife war weggelassen worden. Eine strengere Übereinstimmung mit
dem in 2 gezeigten Blockschema wird möglicherweise eine sogar noch
bessere Leistung ergeben, vor allem im Hinblick auf den Rauschpegel.
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Eine
Probenaufzeichnung vom Gebrauch dieser Ausführungsform ist in 4 gezeigt.
Die Volumenwellenform 81 kann zur Berechnung der atemstoßweisen
Atemzugvolumina in Litern 77 verwendet werden, indem die
Amplitude der Wellenform berücksichtigt
wird. Die Ventilierung in Litern pro Sekunde 75 kann durch Dividieren
des Atemzugvolumens durch die Dauer des einzelnen Zyklus ermittelt
werden. Die augenblickliche Atmungsfrequenz (nicht angezeigt) kann
durch Umkehren der Dauer der Zyklen ermittelt werden. Durch sorgfältige Inaugenscheinnahme
werden Veränderungen
im Volumen beobachtet, die synchron mit der Herzschlagfrequenz auftreten
und die möglicherweise
Veränderungen
im Blutvolumen von Thorax und Abdomen widerspiegeln, die durch das
Schlagen des Herzens verursacht werden. Eine vergrößerte Ansicht
der Rohvolumenkurve 81 in 4 (61 bis
64 Sekunden auf der Zeitachse) ist in 5 gezeigt,
um herzbedingte Pulsationen des Volumens zu demonstrieren. Diese
Pulsationen sind jedoch bei weitem geringer als das erwartete Herzschlagvolumen
der Person und reflektieren die reinen Volumenveränderungen
des summierten Blutvolumens von Thorax und Abdomen, das zu dem Anteil
des Herzschlagvolumens in Beziehung gesetzt werden könnte, der
zu den Gliedmaßen
und zum Gehirn abgezweigt wird. Dies liefert durch eine Analyse
dieser Wellenform ganz klar eine wertvolle diagnostische Angabe,
die zur Überwachung
und Beurteilung von Patienten mit Herzinsuffizienz, Shunts oder Klappenfehlern
verwendet werden kann. Die Wellenform kann aus den zugrundeliegenden
Atmungsveränderungen
durch kohärente
Mittelwertbildung mühelos
extrahiert werden, möglichst,
indem das Patienten-EKG als Zeitvorgabereferenz genutzt wird. Volumenminima,
die mit der Herzendsystole zusammenfallen, sind mit Pfeilmarkierungen
Ces angegeben. Somit wird eine Vorrichtung offenbart, die eine Atmungs-
und Herzüberwachung
kombiniert. Der Kurvenverlauf von 5 zeigt
auch den Rauschpegel des Systems, der, wenn er in gemessenes Volumen übersetzt
wird, in der Größenordnung
von einem ml RMS oder einer Standardabweichung liegt.
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Wie
vorstehend festgestellt, besteht eine typische Verwendung der Erfindung
darin, das Volumen oder die Fläche
des Brustkorbs oder Bauchs eines menschlichen Patienten kontinuierlich
zu messen. Dieses Volumen oder diese Fläche weist Veränderungen
auf, die synchron zu den Atmungsbewegungen sind. Diese Veränderungen
entsprechen den Veränderungen
des in den Lungen enthaltenen Gasvolumens, da alle Flüssigkeiten
und Gewebe im gemessenen Volumen nicht komprimierbar sind. Es ist
auch wesentlich, den Bauch in die Messung mit einzubeziehen, da
der Atmungsvorgang auch eine Kontraktion des Zwerchfellmuskels nach oben
und unten umfasst, die wiederum eine Ein- und Auswärtsbewegung
der Bauchdecke verursacht. Eine Analyse des Zeitverlaufs von Volumenveränderungen
kann dazu verwendet werden, die quantitative Atmungsmenge einzuschätzen, und
es sind auch mehrere Variable erkennbar, die das Atmungsmuster wie
Frequenz, Atmungstiefe (Anzugsvolumen) und Luftwegströmung beschreiben.
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Es
wäre anzumerken,
dass es aufgrund dessen zu dieser Erfindung kam, dass die Nachteile
der früher bekannten
Technologie zum Messen von Volumina und Flächen von Objekten, die ein äußeres Material
haben, innerhalb dessen sich ein inneres Volumen verändern kann,
erkannt wurden. Zusätzlich
zum menschlichen Rumpf und den Gliedmaßen eignet sich diese Erfindung
auch gut zur Verwendung in verschiedenartigen industriellen Anwendungen,
wie etwa den Fällen,
bei denen es sich bei den inneren Volumina um Behälter für Brennstoff,
Treibmittel oder andere Materialien mit variablen Rauminhalten oder
Flächen
handeln kann. Ungeachtet der Anwendung haben die Erfinder den Wert
der Tatsache erkannt, dass die Spannung, die durch ein homogenes
magnetisches Wechselfeld in eine Leiterschleife induziert wird,
unabhängig
von der Schleifenform exakt proportional zur Schleifenfläche ist.
Die in solche Schleifen induzierte Spannung addiert sich, wenn die Schleifen
in Reihe geschaltet sind, wie sich zum Beispiel die Spannungen aus
einzelnen Batteriezellen in alltäglichen
elektrischen Geräten
addieren. Dies bildet die Basis für die Volumenmessungen anhand
eines einzelnen Spannungsablesewerts aus einem Stapel von Schleifen
mit gleichen Abständen.
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Zusätzlich zur
höheren
Genauigkeit dieses Systems und Verfahrens zum Ermitteln von Messwerten, ist
dieses technische Verfahren auch aufgrund seiner Geschwindigkeit
von Bedeutung. Insbesondere muss das System der Erfindung nicht
für jeden
Patienten kalibriert werden. Vielmehr können Volumen- und Flächenmessungen
ungeachtet der Gestalt oder des Veränderungsmusters des Objekts/Patienten
unter der Voraussetzung genau durchgeführt werden, dass die leitende
Spule die Umrisse der Oberflächenkonturen
des Objekts/Patienten nachvollzieht. In einer Ausführungsform
kann ein Patient beispielsweise mit einem eng sitzenden elastischen
Herd oder Kleidungsstück
ausgestattet werden. Dieses Hemd besitzt eingebettete elektrische Leiter,
die mehrere geschlossene umfängliche
Schleifen umfassen, welche sich eng an die Körperkonturen anpassen. Die
elektromagnetische Induktion zwischen dieser Körperspule und einer anderen
entfernt befindlichen feststehende Spule wird dann gemessen. Dies
kann dadurch erfolgen, dass ein elektrischer Wechselstrom (mit einer
Frequenz im Bereich von ca. 10 kHz bis 200 kHz) durch eine der beiden
Spule eingespeist und die induzierte Spannung in der anderen Spule
gemessen wird. Es ist wichtig, festzustellen, dass die Magnetfelder,
die in der Erfindung verwendet werden, nicht durch vorhandenes Körpergewebe
beeinträchtigt
oder modifiziert werden, so dass die physikalischen Gesetze, die
elektromagnetische Erscheinungen in Leerräumen beschreiben, immer noch
gelten.
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In
einer Ausführungsform
der Erfindung wird beispielsweise eine passive Verwendung der Patientenspule
eingesetzt, wie später
noch in Bezug auf 6 erörtert wird. In dieser Ausführungsform
erzeugt die Raumspule 101 das Magnetfeld eher in einer "umgekehrten" Anordnung, in der
die Patientenspule anstatt der entfernt angeordneten oder Raumspule
mit Strom versorgt wird. Solch eine umgekehrte Anordnung wird nachstehend
noch eingehender mit Bezug auf 7 beschrieben.
Die vorstehend erwähnte
erste Ausführungsform besteht
aus einer großen
(einige Meter oder mehr langen) elektrischen Leiterschleife, die,
um nicht hinderlich zu sein, entlang einer Gebäudestruktur wie einer Wand,
eines Bodens oder einer Decke angebracht ist. Allerdings ist auch
eine andere Ausführungsform
dieser Spule möglich
und besteht aus mehreren, etwa drei, sorgsam positionierten aufeinander
abgestimmten kleinen Spulen, wie in 8 gezeigt
ist. Diese Spulen erzeugen an der Patientenmessstelle zusammen dieselbe
Art von Magnetfeld wie es eine große Spule täte. Diese Ausführungsformen
für Spulengruppen
können
anstelle einer sperrigeren Raumspule entweder als Magnetfeldgenerator
oder in der umgekehrten Spulenanordnung als Magnetfeldfühler verwendet
werden. Wenn die Auslegung des Gesamtsystems diese Spulenkonfiguration
als Fühler
verwendet, kann es möglich
sein, eine nicht induktive Technologie wie Punktsensoren oder Magnetometer
o. dgl. zu verwenden. In der Ausführungsform von 7 wird,
anstatt das Magnetfeld mit der Raumspule zu erzeugen, die Patientenspule
mit Strom versorgt und dazu genutzt, ein Magnetfeld zu erzeugen,
dessen Eigenschaften vom Volumen oder von der Fläche abhängen, das bzw. die gemessen
werden soll, während
die Raumspule oder die vorstehend erwähnte Dreispulengruppe zum Abgreifen
einer induzierten Spannung verwendet wird, die durch das Feld bewirkt
wird. Durch einen geeigneten konstruktiven Aufbau der elektronischen
Schaltungen, welche die Patientenspule mit Strom versorgen (Konstantstromverstärker), wird
die gewünschte
lineare Flächen-
oder Volumenabhängigkeit
der induzierten Spannung beibehalten.
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Eine
andere Verfeinerung des Systems ermöglicht eine gleichzeitige Messung
von zwei Abschnitten eines Objekts, wie etwa von mehrere Patientenvolumenabschnitten,
typischerweise Brustkorb und Bauch. Dies liefert zusätzliche
Information über
die Verteilung von aufgewendeter Muskelkraft beim Atmen, und liefert Information,
die zur Diagnose kindlicher Lungenerkrankungen relevant sind, insbesondere
Krankheiten, die mit einer Verstopfung oder Verengung der Luftwege
zusammenhängen.
Eine Addition der beiden gemessenen Volumina ergibt immer noch die
gesamten Volumenmessungsvorteile der anderen Ausführungsformen.
Um gleichzeitige Messungen durchzuführen, wird die Patientenspule
durch einen elektrischen "Anzapf"-Verbinder an der
mittleren Windung in zwei Hälften
unterteilt, wie in 10 gezeigt ist.
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Was
also durch diese Erfindung bereitgestellt wurde, ist die Messung
der Fläche
einer elektrischen Leiterschleife durch Aufzeichnen der in die Schleife
induzierten Spannung, wenn die Schleife in einem homogenen Magnetfeld
angeordnet ist. Das Magnetfeld muss wechselnd sein, wie etwa ein
Feld, das durch einen elektrischen Wechselstrom erzeugt wird. Die
Fläche
der Schleife ist physikalischen Gesetzen nach proportional zur induzierten
Spannung. Auch ermöglicht
die Erfindung eine Messung der Summe von Flächen mehrere Leiterschleifen,
indem die induzierte Spannung entweder einzeln oder als Einzelmessung
aufgezeichnet wird, wenn sie elektrisch in Reihe geschaltet sind.
Es ist auch eine Messung der Volumenmenge offenbart, die im Inneren
mehrerer gleich beabstandeter gestapelter Leiterschleifen enthalten
ist, indem ihre summierte Fläche vermessen
und dieser Messwert mit dem Abstand zwischen den Schleifen multipliziert
wird, um das Volumen zu erhalten. Die Verwendung dieser technischen
Verfahren zum Messen von Querschnittsflächen oder Rauminhalten von
Teilen tierischer oder menschlicher Körper unter Verwendung eines
Systems aus einer oder mehreren elastischen und nachgiebigen Leiterschleife/n,
die eng um das Körperteil
gewickelt ist bzw. sind, ist durchaus vorteilhaft. Weitere Vorteile
werden durch die hier aufgeführten
Systeme und Verfahren zum Erzielen genauer Messwerte von Veränderungen
beim Volumen eines tierischen oder menschlichen Körpers mit
den vorstehenden technischen Verfahren, um Atmung aufzuzeichnen,
und Messwerte von Veränderungen
beim Volumen eines tierischen oder menschlichen Körpers mit
den vorstehenden technischen Verfahren, um Volumenveränderungen
aufzuzeichnen, die durch Herztätigkeit
bewirkt werden, gelehrt. Zusätzliche
Ausführungsformen
der Erfindung sind offenbart, welche die weiteren Vorteile einer
Umkehr von elektrischen Spulenverbindungen bereitstellen: eine kompaktere
Auslegung für
die Raumspule, die zwei oder mehr kleinere Spulen mit optimierten
Formen und Positionen umfasst; eine Anordnung, die drei kleine stabartige,
auf Ferritkerne gewickelte Spulen umfasst, die in einer geraden
Linie mit optimierten Positionen und einer Signalstärkengewichtung
angeordnet sind, um ein homogenes Magnetfeld zu erzeugen oder ein
Volumen abzugreifen, das vom Patientenkörper oder Körperteilen von diesem umschlossen
ist; und gleichzeitiges Messen zweier oder mehr Flächen oder
Volumina durch Phasen-, Frequenz- oder Zeitmultiplexierung unter
Verwendung irgendeines der vorstehenden technischen Verfahren.
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Die
Erfinder haben festgestellt, dass es die Umsetzung der folgenden
Ausführungsformen
erforderlich macht, mehreren Prinzipien streng treu zu bleiben.
Erstens müssen
die elektrischen Spulen, die um den Teil des Körpers oder des Objekts, der
oder das gemessen werden soll, gewickelt werden, die Oberflächenkonturen
des Körpers/Objekts,
auch wenn diese ihre Form verändern,
nachvollziehen. Somit muss die Spulengruppe also elastisch und verformbar
sein. Zweitens müssen
die Spulen, die um das Körper-/Objektteil
gewickelt werden, für
Volumenmessungen mit einem bekannten Abstand zwischen jeder Spule
gestapelt werden. Spulenschleifen, die mit einem konstanten Abstand
gestapelt werden, könnten
elektrisch in Reihe geschaltet werden, um ihre Spannungen zu summieren
und somit Volumenberechnungen zu erleichtern. Drittens muss die entfernt
angeordnete Spule bzw. müssen
die entfernt angeordneten Spulen, wenn sie durch einen elektrischen Strom
mit Energie versorgt werden, an der Stelle des zu messenden Körperteils
ein Magnetfeld erzeugen, das einigermaßen homogen (von gleicher Magnetfeldstärke) ist.
Nur die Vektorkomponente des Magnetfelds, das senkrecht zu den um
den Körper
gewickelten Spulen ist, braucht berücksichtigt zu werden, was diese
Homogenität
betrifft. Es ist darüber
hinaus wünschenswert,
dass die entfernt angeordneten Spulen in der Lage sein müssen, das
Feld von einem punktgroßen
magnetischen Dipol aus, der sich im Inneren des zu messenden Volumens
(d. h. des Patientenkörpers)
befindet, mit einer Empfindlichkeit aufzuzeichnen, die von der örtlichen Lage
des Dipols unabhängig
ist, solange der Dipol senkrecht zu den Patientenkörperspulenschleifen
ausgerichtet ist. Ferner ist es wünschenswert, die entfernt befindliche/n
Spule/n dazu zu verwenden, ein Magnetfeld (indem ein elektrischer
Wechselstrom durch sie hindurch eingespeist wird) zu erzeugen, und
dann die induzierten Spannungen in den Spulen, die um das zu messende
Körperteil
gewickelt sind, aufzuzeichnen. Die Spannung wird proportional zur
Fläche
oder zum Volumen sein, die bzw. das von den Spulen umschlossen ist. Die
entfernt befindliche/n Spule/n könnte/n
so angeordnet sein, dass das vorstehend angemerkte Homogenitätskriterium
erfüllt
wird. Schließlich
ist es noch wünschenswert,
einen Wechselstrom durch die gestapelten Spulen einzuspeisen, die
um das zu messende Körperteil
gewickelt sind, und dann das Magnetfeld zu messen, das durch diesen
Strom erzeugt wird. Dies lässt
sich dadurch tun, dass die in die entfernt angeordnete/n Spule/n
induzierten Spannungen gemessen werden. Die Spannung wird zur Fläche oder
zum Volumen, die bzw. das durch die Patientenkörperspulen umschlossen ist,
genau proportional sein. Es ist wesentlich, während dieser Messungen den
Strom in den Patientenspulen auch dann konstant zu halten, wenn
sich die Eigeninduktivität
dieser Spule aufgrund dynamischer Formveränderungen ändert. Somit muss ein Konstantstromschaltkreis
oder eine äquivalente
Einrichtung verwendet werden, um die Patientenspule mit Strom zu versorgen.
Die Auslegung eines solchen Schaltkreises ist für die Fachleute auf dem Gebiet
eine Bagatelle.
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Mehrere
Ausführungsformen
des Systems und der Verfahren der Erfindung sind in den 6 bis 11 offengelegt.
In 6 ist eine Anordnung gezeigt, bei der eine leitfähige Spuleneinrichtung 107 eng
und sich den Formen anpassend um die verschiedenen Umfänge eines
Rumpfabschnitts eines Menschen 110 gelegt ist. Eine feststehende
Spuleneinrichtung 101 ist in Bezug auf die leitfähige Spuleneinrichtung
um den Menschen entfernt angeordnet. Eine Stromerzeugungseinrichtung
ist vorgesehen und allgemein als Signalgeber 117 und Leistungsverstärker 123 gezeigt,
um eine induzierte Spannung in der leitfähigen Spuleneinrichtung zu erzeugen,
die sich mit der Zeit aufgrund der Atmung des Menschen 110 verändert. Die
induzierte Spannung in der leitfähigen
Spuleneinrichtung wird dann von einer Verstärkereinrichtung 127 verstärkt, von
einer Gleichrichtereinrichtung 133 gleichgerichtet und
als Volumenausgang ausgegeben, der zur Flächen- oder Volumenmessung verwendet
wird. Die System- und Verfahrensausführungsform von 7 ist ähnlich derjenigen
von 6, mit der Ausnahme, dass in 7 die
leitfähige
Spuleneinrichtung 107 durch einen Konstantstrom mit Energie
versorgt und die induzierte Spannung in der feststehen Spuleneinrichtung
oder Raumspule 101 zur Flächen- oder Volumenmessung verwendet
wird. Wie vorstehend angemerkt, ist eine Konstantstromverstärkereinrichtung
oder eine äquivalente
Schaltungskomponente in dieser Ausführungsform vorgesehen.
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Die 8 und 9 stellen
die Verwendung einer kompakteren Dreispulensystemauslegung für die feststehende
Spuleneinrichtung anstelle der großen Raumspulenanordnung früherer Ausführungsformen
dar. Die einzelnen Spulen 144 könnten, wie in 8 und 9 gezeigt,
in Reihe geschaltet sein, oder könnten auch
parallelgeschaltet sein, falls dies während ihrer Konstruktion in
Betracht gezogen wird. Alternativ könnten Magnetfelderfassungsvorrichtungen,
die nicht auf elektromagnetischer Induktion basieren, verwendet
werden, wie etwa Sensoren, die auf dem wohlbekannten Hall-Effekt
beruhen. Eine Anordnung mehrerer kleiner Spulen über dem zu messenden Objekt
soll ein homogenes Magnetfeld erzeugen. Die Spulen sind typischerweise
auf Ferritstabkerne gewickelt, und jede Spule erzeugt dann eine
Magnetfeldcharakteristik, die ähnlich
derjenigen eines magnetischen Dipols ist. Die Positionen und Anzahl
an Windungen der Spulenschleifen sind optimiert, um das vorstehend
festgestellte Homogenitätskriterium
zu erfüllen.
Die Reihenschaltung stellt identische Ströme in allen drei Spulen sicher.
Die einzelnen Feldstärkenbeiträge der Spulen
könnten
durch die Anzahl ihrer Windungen, ihre physikalischen Abmessungen
oder die Durchlässigkeit
des Magnetkernmaterials festgelegt werden. Ein Beispiel für ein Dreispulensystem
umfasst eine kleine zylindrische Spule, die ca. 10 cm lang ist und
einen Durchmesser von 1 cm hat. Diese wird ein Magnetfeld erzeugen,
das stark demjenigen zweier entgegengesetzter Magnetmonopole an
den beiden Spulenenden ähnelt.
Das Feld kann dadurch wesentlich verstärkt werden, dass ein Stab aus
einem Material mit hoher magnetischer Durchlässigkeit in die Spule eingesetzt
wird. Ein geeignetes Material ist Ferrit, das ähnlich dem Kernmaterial in
elektronischen Hochfrequenztransformatoren ist. Das von einer solchen
Vorrichtung entfernt befindliche Magnetfeld kommt demjenigen eines
idealen magnetischen Dipols nahe, was sich in genauen mathematischen
Begriffen beschreiben lässt.
Der Prozess, eine optimierte Auslegung für ein homogenes Feld zu ermitteln,
wird durch dadurch eingeleitet, dass ein Satz physikalischer Zwangsbedingungen
bestimmt wird, wie etwa die gewünschte
Form und Erstreckung des räumlichen
Volumens, in dem ein homogenes Feld gewünscht wird, und des Raums,
in dem eine bestimmte Anzahl solcher Spulen angeordnet werden soll.
Es muss auch ein Satz Parameter oder Freiheitsgrade definiert werden,
wobei typische Parameter Koordinaten für die Position und Winkelausrichtung
der einzelnen Spulen und die Stärke
des Felds sind, das von den einzelnen Spulen erzeugt wird. Eine
allgemeine numerische Fehlerminimierungsprogrammroutine wie etwa
das Levenberg-Marquard-Verfahren wird dann zur Einstellung der Parameter
verwendet, um eine Lösung
für das
Problem zu finden, bei der die Feldhomogenität maximiert ist. Das hier beschriebene
Dreispulensystem wurde mit diesem Verfahren entwickelt.
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Die
Systeme nach diesen Ausführungsformen
umfassen auch eine Mess- und Steuereinrichtung zum Steuern des Betriebs
des Systems. Zeitgebungs- und Multiplex-Schalteinrichtungen können auch
mit aufgenommen werden, um gleichzeitige Messmöglichkeiten mehrerer Abschnitte
des zu vermessenden Objekts, beispielsweise einer Thoraxregion und
einer Abdominalregion oder vielleicht auch mehrerer Gliedmaßen vorzusehen.
Eines der Verfahren zum Durchführen
mehrerer gleichzeitiger Volumen- oder
Flächenmessungen besteht
darin, sich einer Phasencodierung der Signale zu bedienen. Das Schema
kann an Systeme angepasst werden, bei denen die Patientenspule mit
Strom versorgt wird und die Raumspule zur Erfassung des Felds verwendet
wird, wie in 10 gezeigt ist. Die beiden Konstantstromverstärker 136 werden
durch Signale angesteuert, die mit einer Phasenschiebereinrichtung 158 im
Hinblick aufeinander um 90° phasenverschoben sind.
Die Patientenspule oder leitfähige
Spuleneinrichtung 107 ist mit einer Mittenanzapfverbindungseinrichtung
ausgestattet, so dass die beiden Hälften durch unabhängige Ströme aktiviert
werden können.
Durch die beiden Demodulatoren 169 wird das Signal gleichgerichtet,
das von den drei Raumspulen 144 aufgenommen und dann verstärkt wurde.
Da die Demodulatoren Referenzsignale empfangen, die genauso phasenverschoben
sind wie die Eingänge
zu den Stromverstärkern,
sprechen sie auf Signalkomponenten an, die zur Phase der Signale
der beiden Patientenspulen passen. Der offensichtliche Austausch
von Ausgangssignalen (der Demodulator, der dieselbe Phase erhält wie der
Bauchspulenstrom, liefert einen Ausgang, der das Brustvolumen widerspiegelt)
wird durch eine inhärente
90°-Phasenverschiebung
der induzierten Spannung in den Erfassungsraumspulen bewirkt, im
Gegensatz zu der von den Patientenspulen ausgehenden stromabhängigen Magnetfeldstärke. Anerkanntermaßen könnten verschiedene
technische Vorgehensweisen verwendet werden, um gleichzeitige Messungen
zweier oder mehr Volumina oder Flächen durchzuführen. Wenn
die Raumspule das Magnetfeld erzeugt, können unabhängige Signalverarbeitungsketten,
die aus Verstärkern
und Gleichrichtern bestehen, wie in den anderen Figuren gezeigt
ist, an eine beliebige Anzahl von Spulen angeschlossen werden, die
um den Körper
des Patienten gewickelt sind. Was die in 10 angegebene
Spulenanordnung betrifft, könnten
die verschiedenen Patientenspulen 107 mit Strömen angesteuert
werden, die unterschiedliche Frequenzen haben, und elektronische
Bandpassfilter könnten
verwendet werden, um die einzelnen Volumensignale aus einer gemeinsamem
Raumspule und einem gemeinsamen Vorverstärker zu extrahieren. Zeitmultiplexierung
könnte
auch eingesetzt werden, wodurch die Patientenspulen in einer sich
schnell wiederholenden Sequenz mit Energie versorgt würden, die
typischerweise zwischen 10 und 1000 mal pro Sekunde alle Spulen zyklisch
durchläuft,
und ein gemeinsames Volumenausgangssignal synchron mit dieser Sequenz
abgetastet wird, um die Volumenmesswerte voneinander zu trennen.
Ein zusätzliches
potentiell nützliches
technisches Verfahren zur gleichzeitigen Messung verschiedener Volumina
könnte
darin bestehen, nicht korrelierte pseudozufällige Bitsequenzen zu verwenden,
um Stromveränderungsmuster
in zwei oder mehr Patientenspulen zu erzeugen. Die von der Raumspule
aufgenommene Spannung wird verstärkt,
und die einzelnen Volumensignale werden wiederhergestellt, indem
das Mischsignal unter Verwendung der entsprechenden Bitsequenzen
als Referenzsignale demoduliert werden. Aufgrund der verschlüsselten
Beschaffenheit pseudozufälliger
Bitsequenzen ist diese Art von Instrument erwartungsgemäß sehr unempfindlich
gegen elektromagnetisches Interferenzrauschen, und Instrumente,
die sich nahe beieinander befinden, stören jeweils den Betrieb der
anderen nicht.
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Ein
wie vorstehend beschriebenes Messsystem mit irgendeiner der offenbarten
Raumspulenauslegungen oder elektrischen Verbindungsanordnungen muss
anfänglich,
aber nicht bei jeder Patienten- oder Objektmessungssitzung kalibriert
werden. Diese Kalibrierung gleicht Veränderungen aus bei: dem Strom,
der zum Erzeugen des Magnetfelds verwendet wird, der genauen geometrischen
Anordnung der Raumspule im Hinblick auf die Lage des Patienten,
und die Verstärkung
des elektronischen Verstärkers
und die Kennlinien der Gleichrichterschaltungskalibrierung erfolgt
durch Anschließen
einer Referenzspule anstelle der Patientenspule, und eine Positionierung
dieser Referenzspule an derselben Stelle wie der Körper des
Patienten erfolgt später
während
der Messungen. Die summierte Querschnittsfläche der Schleifen der Referenzspule
ist aus der Geometrie und Windungsanzahl dieser Spule bekannt. Typischerweise
sollte diese Fläche
von der gleichen Größenordnung
sein wie die Fläche
der Patientenspule. Eine Konstante kc wird
dann berechnet als: kc =
ac/Uc Gleichung 3)worin
ac die Fläche der Referenzspule und Uc der abgelesene Spannungswert des Volumenausgangssignals ist.
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Für Flächenmessungen,
die sich einer einzigen Leiterschleife bedienen, die um das einschlägige Körperteil
gewickelt ist, kann die Fläche
A berechnet werden als: A = U·kc Gleichung
4)worin U die gemessene Spannung
ist.
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Während Volumenmessungen,
die sich in Reihe geschalteter gleich beabstandeter Schleifen bedienen,
wird das momentane Volumen V aus dem abgelesenen Spannungswert U
berechnet als: V = U·d·kc Gleichung
5)worin d der Abstand zwischen
den Schleifender Patientenspule ist.
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Beispiel 1
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Eine
kreisförmige
elektrische Leiterschleife mit einem Radius von 1,5 m wurde auf
den Boden gelegt. Ein Wechselstrom von 0,1 A mit einer Frequenz
von 100 Hz wurde von einem Signalgeber aus durch den Leiter eingespeist.
Eine kleine, 10 × 10
cm (100 cm2) große quadratische Leiterschleife
wurde an den Eingang eines Breitbandsignalverstärkers mit einer Verstärkung von
40 dB angeschlossen, und der Ausgang aus diesem Verstärker wurde
durch ein 100 kHz-Schmalbandpassfilter ohne Verstärkung hindurchgeleitet.
Das Ausgangssignal aus dem Filter wurde auf einem Oszilloskopbildschirm
dargestellt, wo die Spannungen anhand von Cursern oder Schreibmarken
abgelesen werden konnten.
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Als
die kleine Schleife in der Mitte der größeren Stromschleife flach auf
dem Boden angeordnet war, wurde eine Spannung von 5 mV p/p gemessen.
Die Spannung blieb im Wesentlichen konstant, als die kleine Schleife
50 cm über
den Boden angehoben wurde, und blieb auch konstant, als die kleine
Schleife bis zu 50 cm in einer beliebigen horizontalen Richtung
von der Mitte der großen
Stromschleife weg bewegt wurde. Eine andere quadratische, 14,1 × 14,1 cm
große
Schleife mit einer Fläche
von 200 cm2 wurde dann anstelle der 10 × 10 cm
großen
Schleife angeschlossen Der abgelesene Spannungswert betrug nun 10
mV.
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Beispiel 2
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Dieselbe
wie in Beispiel 1 beschriebene Leiterschleife wurde verwendet, aber
der 0,1 A-Strom
aus dem Signalgeber wurde in die 100 cm2 große Schleife
eingespeist, und die große
Schleife am Boden wurde an den Eingang des 40 dB-Breitbandverstärkers angeschlossen.
Die kleine Schleife wurde wie in Beispiel 1 erklärt angeordnet. Dieselben allgemeinen
Relationen zwischen induzierter Spannung und Schleifenposition und
-fläche
wie in Beispiel 1 wurden eingehalten, jedoch wurden die Spannungen
auf 250 μV
gesenkt, als die 100 cm2 große Schleife
verwendet wurde, und auf 500 μV,
als die 200 cm2 große Schleife verwendet wurde.
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Beispiel 3
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Mit
Bezug auf 11 wurden drei identische zylindrische
Ferritstäbe 175 mit
einem Durchmesser von 8 mm, einer Länge von 150 mm und einer Durchlässigkeit
von 100 entlang einer geraden horizontalen Linie mit einer
gemeinsamen Achse angeordnet. Der horizontale Abstand an jedem Stab
betrug von Ende zu Ende 50 cm. Die beiden äußeren Spulen waren mit 163 Windungen
eines lackisolierten Kupferdrahts mit einem Durchmesser von 0,1
mm ausgestattet, die gleichmäßig entlang
eines mittleren 8 cm-Segments
des Stabs verteilt waren, während
der mittlere Stab 100 Windungen hatte, die genauso angeordnet
waren. Die Spulen wurden elektrisch in Reihe geschaltet, und es
wurde Vorsorge getroffen, um gleiche Stromrichtungen in allen Spulen
sicherzustellen. Die in Reihe geschalteten Spulen wurden dann mit
100 kHz auf eine Parallelresonanz abgestimmt, und zwar mit einem
gemeinsamen Kondensator 177 von ca. 10 nF. Ein Oszilloskop überwachte
das Signal aus dem Resonanzkreis direkt. Eine 10 cm × 10 cm
große
Stromschleife, die einen 100 kHz-Wechselstrom von 0,1 A führte, wurde
angrenzend an das Spulensystem angeordnet, wobei die Ausrichtung
der Schleife senkrecht zur gemeinsamen Achse der Ferritstäbe beibehalten
wurde. Es stellte sich heraus, dass die induzierte Spannung im Ferritstabschaltkreis
für alle
Positionen der Sondenspule in dem in 11 angegebenen homogenen
Bereich 182 nur 5% vom Mittelwert abwich.
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Beispiel 4
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Die
in Beispiel 1 beschriebene kreisförmige Raumspule wurde horizontal
120 cm über
dem Boden angeordnet. Ein Wechselstrom von 0,1 A wurde bei 100 kHz
von einem Signalgeber aus durch die Spule eingespeist. Ein Mensch
wurde mit einem elastischen Lycra-Stoffhemd bekleidet, das den Rumpf
von den Achselhöhlen
bis hinunter zum Hüftkamm
bedeckte. Ein wendelförmiger
elektrischer Leiter wurde an der Oberfläche des Stoffhemds befestigt,
was insgesamt 10 gleich beabstandete Windungen um den Rumpf ausmachte.
Der Abstand zwischen den Windungen betrug 5 cm. Der Leiter wurde
in einem feinen Zickzackverlauf angeordnet, um Umfangsveränderungen
zuzulassen ohne dabei überdehnt
zu werden oder den Kontakt mit der Körperkontur zu verlieren. Die
Person wurde stehend angeordnet, wobei sich Brustkorb und Bauch
nahe der Mitte der Raumspule befanden, und die Amplitude der induzierten
Spannung in der Wendelspule wurde mit einem Oszilloskop gemessen
und betrug von Spitzenwert zu Spitzenwert 350 mV. Als dies mit den
in Beispiel 1 beschriebenen Referenzmesswerten kombiniert wurde,
konnte das Volumen des Rumpfs berechnet werden als:
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Beispiel 5
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Dieselbe
Person wie in Beispiel 4 wurde hergenommen, die dasselbe elastische
Stoffhemd mit elektrischen Leitern trug. Die Person wurde auf dem
Rücken
liegend auf eine Bank gelegt, und drei kleine Ferritstäbe wurden
wie in Beispiel 3 90 cm über
der Fläche,
auf der die Person lag, parallel zur Körperachse und über Brust
und Bauch der Person zentriert angebracht. Ein konstanter Wechselstrom
von 0,1 A, der den Oberflächenkonturen
des Rumpfs folgte, wurde durch die Spule eingespeist. Die Spannung,
die in die Ferritstäbe induziert
wurde, wurde mit einem Oszilloskop gemessen. Diese Spannung wurde
mit der Spannung verglichen, die gemessen wurde, als eine 100 cm2 große,
0,1 A führende
Spule an derselben Stelle angeordnet wurde wie der Rumpf der Person,
und es wurde ein Volumen berechnet, das dem in Beispiel 4 beschriebenen
sehr ähnlich
ist.
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Beispiel 6
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Der
Versuch von Beispiel 4 wurde wiederholt. Die induzierte Spannung
aus der Patientenspule wurde demoduliert, um ein DC-Spannungssignal
zu erzeugen, welches das momentane Rumpfvolumen reflektierte. Dieses
Signal wurde mit 14 Bits Auflösung
durch einen A/D-Wandler abgetastet und dann mit einer Abtastrate von
25 Hz an einen Computer übertragen.
Die vorstehende Gleichung 5 wurde verwendet, um die abgelesenen
Spannungswerte in Volumenwerte umzurechnen. Das Signal wurde dann
durch ein digitales Hochpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 0,05
Hz geleitet. Dadurch wurde die zeitgemittelte Volumenkomponente
aus dem Signal beseitigt. Das gefilterte Signal reflektierte dann
die Atemtätigkeit.
Die Atemtätigkeit
der Person wurde auch dadurch aufgezeichnet, dass die Luftwege des
Patienten mittels eines Mundstücks
an ein Aufzeichnungsspirometer mit Trockendichtung angeschlossen
wurden. Eine gleichzeitige Atmungsaufzeichnung mit den beiden Verfahren
ist in 12 dargestellt. Wie gezeigt
ist, ergibt der Vergleich der gleichzeitigen Aufzeichnungen des
Atemvolumens durch ein Trockendichtungsspirometer, das an die Atemwege
eines menschlichen Probanden angeschlossen wurde (unterbrochene
Linie) und der Messungen unter Verwendung der in Beispiel 4 beschriebenen
Vorrichtung, dass diese praktisch gleich sind. Abweichungen der
Kurven nach oben bedeuten einen zunehmenden Lungenluftgehalt. Um
den Kurvenvergleich zu erleichtern, wurde die Spirometerkurve umgedreht.
Die Abweichung zwischen den Kurven während der ersten vier Sekunden
hat wahrscheinlich mit dem Wärmeausgleich
im geschlossenen Spirometersystem zu tun.
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Beispiel 7
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Der
Versuch von Beispiel 6 wurde wiederholt. Das Volumen, das durch
die Induktionsvorrichtung gemessen wurde, wurde 8 Sekunden lang
gemessen, während
die Person während
der Ausatmungsphase ihren Atem anhielt. Es waren Veränderungen
im Volumen mit einer Amplitude von ca. 15 ml zu sehen, die synchron mit
den Herzschlägen
auftraten, wie im Linienverlauf von 13 gezeigt
ist. Man geht davon aus, dass diese Veränderungen die Gesamtblutvolumenveränderungen
in Brust und Bauch darstellen, die durch die Herzschlagtätigkeit
bewirkt werden
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Obwohl
die vorstehenden Beispiel einige der Einsatzmöglichkeiten der Erfindung darstellen,
sollen sie den Umfang dieser Offenbarung nicht einschränken. Wie
auch vorstehend darauf hingewiesen wurde, sind verschiedene Systemausführungen
angedacht. 14 offenbart noch eine andere
Ausführungsform
des hier offenbarten Messsystems. Eine feststehende Spuleneinrichtung 101 ist
als Fühler
für induzierte
Spannung ausgelegt, die entsteht, wenn Strom im Signalgeber 117 und
Stromverstärker 123 erzeugt
und einer leitfähigen Spuleneinrichtung 107 im
homogenen Bereich 182 zugeführt wird. Die abgegriffene
Spannung wird im Verstärker 127 verstärkt, durch
einen Gleichrichter 133 einem A/D-Wandler 192 zugeführt, und
wird zum Messwert 195, der zur PC- und/oder Anzeigeeinrichtung 201 weitergeleitet
wird. Schließlich
liefert eine Status- und Steuereinrichtung Signale 197,
um Status- und Steuerbefehle bereitzustellen.
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Es
ist zu erkennen, dass die Funktionalität und Anzeige der genauen Werte,
die durch die hier offenbarten Systeme und Verfahren ermittelt werden,
Benutzern der Erfindung erhebliche Vorteile bieten. Die Geschwindigkeit
und Genauigkeit erhöht
den Wert von mehrfachen Echtzeitkurven, Kurven mit schnellen x-Achsen-
und Wellenformdetails, Kurven mit einem weiten Bereich mit einer
Zeitachsenspanne von Minuten bis Stunden, und Rekonstruktionsanzeigen
in hohem Maße.
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Es
wird klar sein, dass verschiedene Modifizierungen und alternative
Auslegungen an den hier gezeigten und beschriebenen bevorzugten
Ausführungsformen
vorgenommen werden können,
ohne vom Rahmen der Erfindung abzuweichen, und dass die Erfindung
im Rahmen der beigefügten
Ansprüche
alle solchen Änderungen
und Modifizierungen umfasst.
