Verfahren und Einrichtung für die Markierung der Inversionspunkte in Atemschleifen
Die Erfindung betrifft ein Verfahren für die Markierung der Inversionspunkte der Atemvolumina in die Atemschleifen sowie eine Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens. Unter Atemschleifen versteht man die Kurve, die entsteht, wenn man in Abhängigkeit von Oesophagusdruck die Atemvolumina aufzeichnet. In diese Kurve sollen jene Atemvolumina markiert werden, die einem Phasenwechsel von Inspiratio in Exspiratio oder umgekehrt entsprechen.
Bei den bisher bekannten Geräten war es nicht möglich, den Inversionspunkt, an welchem ein Phasenwechsel von Inspiratio nach Exspiratio oder umgekehrt stattfindet, auf der Atemschleife genau zu markieren. Da diese Umkehrpunkte in der Atemschleife nicht genau festgestellt werden können, ist das Aufstellen einer Diagnose schwierig. Die vorliegende Erfindung hat die Aufgabe, diesen Nachteil zu verhindern.
Das Verfahren der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass ein durch einen Pneumotachometer flie ssender Atemgas-Strom auf nachgeschaltete Mittel in der Weise einwirkt, dass der Phasenwechsel von Inspiratio in Exspiratio und umgekehrt in die Atemschleife als diskrete Marken eingeblendet werden.
Die Einrichtung, mit deren Hilfe das Verfahren durchgeführt wird, ist dadurch gekennzeichnet, dass hinter einem mit dem Pneumotachometer über druckleitungen verbundenen Differential-Druck- wandler frequenzbestimmende Glieder mit einem Zählgerät und einer Flip-Flop-Stufe angeordnet sind.
Im nachfolgenden wird ein Ausführungsbeispiel des Erfindungsgegenstandes anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt
Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel teils in Schnittdarstellung und teils als Blockschema.
In Fig. 1 ist mit 1 das Atemrohr eines Pneumotachometers bezeichnet. Im allgemeinen dient das Pneumotachometer zur Gewinnung einer Kurve, die die Strömungsgeschwindigkeit der Atemgase z. B. in Abhängigkeit von der Zeit anzeigt. Das Rohr 1 besitzt eine Blende 2, die einen vorgegebenen, geringen Widerstand für die durch das Rohr 1 strömenden Gase darstellt. Es ist ohne weiteres ersichtlich, dass die Druckdifferenz an den beiden Seiten der Blende 2 ein Mass für die Geschwindigkeit des Gasstromes, beispielsweise in Einheiten von Liter/Sekunde ist.
An die beiden Seiten der Blende 2 ist nun je eine Druckleitung 3 bzw. 4 angeschlossen. Die freien Enden der Leitung sind an einen Differenzialdruckwandler angeschlossen. Dieser Differentialdruckwandler enthält eine Membrankapsel 5, die beispielsweise aus zwei wenigstens zum Teil metallischen, gegeneinander isolierten Schalen 5a und 5b besteht.
Die Kammer, die von den beiden Schalen 5a und Sb gebildet wird, wird durch eine metallische Membran 6 in zwei Hälften geteilt. Die Membran 6 ist von den beiden Schalen isoliert. Die Druckleitungen 3 und 4 sind nun mit je einer der beiden Kammerhälften verbunden, so dass sich die Membran bei einer Strömung in dem Rohr 1 ausbiegt. Atmet der Patient beispielsweise aus, strömt das Atemgas in der Darstellung von oben nach unten durch das Atemrohr, wie dies durch den Pfeil 7 veranschaulicht ist. Zufolge der durch die Blende 2 hervorgerufenen Stauwirkung in dem Rohr 1 ist der Druck in der Leitung 3 grösser als in der Leitung 4, so dass sich die Membran nach unten verschiebt bzw. wölbt.
Eine Folge hiervon ist, dass sich die Kapazität zwischen der Membran 6 und der Schale Sb vergrössert, während sich die Kapazität zwischen der Membran 6 und der Schale 5a verringert, Diese Kapazitätsänderung, die eine Funktion der Geschwindigkeit des Gasstromes in dem Rohr 1 ist, wird nun zur Gewinnung eines entsprechenden elektrischen Signals herangezogen. Dieses elektrische Signal wird in den beiden Oszillatoren 8 und 9 in Form eines Impulszuges erzeugt. Die beiden Oszillatoren sind bei 0-Druck, d. h. also wenn kein Druckunterschied vorliegt, auf die gleiche Impulswiederholungsfrequenz abgestimmt. Wenn nun z. B. der Druck in der Leitung 3 grösser ist als in der Leitung 4 und die Membran sich nach unten wölbt, verändert der Oszillator 8 seine Impulsfrequenz nach oben, während die Impulsfrequenz des Oszillators 9 sinkt.
Diese Frequenzen der beiden Oszillatoren gelangen auf ein Zählgerät 10. In diesem Gerät werden die beiden Impulswiederholungsfrequenzen sowie ihre Differenz miteinander verglichen. Das Zählgerät besitzt zwei Ausgänge 11 und 12, an denen die Differenz der Impulswiederholungsfrequenz erscheint. Wenn z. B. die Impulswiederholungsfrequenz des Oszillators 8 höher liegt als die des Oszillators 9, dann erscheint die Differenz der Impulswiederholungsfrequenz am Ausgang 11. Wenn als weiteres Beispiel die Impulswiederholungsfrequenz des Oszillators 9 höher ist infolge des überwiegenden Druckes in der Leitung 4 als die Impulswiederholungsfrequenz des Oszillators 8, erscheint am Ausgang 12 des Zählgerätes die Differenz der Impulswiederholungsfrequenzen.
Je nachdem an welchem Ausgang die Differenz der Impuls-Wiederholungsfrequenzen erscheint, erhält man ein Signal, welches angibt, ob es sich um eine Inspiratio oder um eine Exspiratio handelt. Gleichzeitig gibt die Impuls-Wiederholungsfrequenz, d. h. also die Anzahl der Impulse, ein Mass für die Strömungsgeschwindigkeit des Atemgases an. Das ZählgerÅat 10 arbeitet auf eine Flip-Flop-Stufe 13 und auf eine Vorrichtung 14. Die Eingänge der Flip-Flop Stufe 13 und der Vorrichtung 14 sind parallel mit dem Ausgang des Zählgerätes 10 geschaltet. Der erste Impuls am jeweiligen Ausgang des Zählgerätes 10 steuert diese Flip-Flop-Stufe 13 an. Diese Stufe gibt über einen Kondensator 15 ein Signal ab.
Je nachdem ob die Impuls-Wiederholungsfrequenzen über den Ausgang 11 oder über den Ausgang 12 des Zählgerätes 10 auf die Flip-Flop-Stufe 13 gelangen, ladet sich der Kondensator 15 entweder in der einen Richtung oder in der andern auf. In der Vorrichtung 14 werden die Impulsfrequenzen, welche ein Mass der Strömungsgeschwindigkeit der Atemgase darstellen, durch Aufladen eines Kondensators durch entsprechend geschaltete Dioden in der Weise verarbeitet, dass am Ausgang ein Spannungssignal entsteht, welches dem Volumen der Atemgase entspricht. Dieses Spannungssignal wird mit dem Signal vom Kondensator 15 gemischt und auf den Koordinatenschreiber 16 gegeben. Dieser Koordinatenschreiber schreibt mit dem Schreiber 18 die beiden in getrennt zugeführten Koordinaten Signale zu einer Atemschleife auf dem Papier 17 auf.
Das oben beschriebene Spannungssignal gibt dem Koordinatenschreiber Signale, weiche sowohl die Ein- als auch die Ausatmungsphase genau definieren entweder positiv oder negativ und auch das Volumen der Atemgase darstellen. Für die Aufzeichnung der andern Koordinaten der Atemschleife wird ein weiterer Übertra- gungsweg benutzt, welcher andeutungsweise mit 19 dargestellt ist.
Method and device for marking the inversion points in breathing loops
The invention relates to a method for marking the points of inversion of the tidal volumes in the breathing loops and a device for carrying out the method. Breathing loops are the curves that arise when the tidal volumes are recorded as a function of the esophageal pressure. Those tidal volumes that correspond to a phase change from Inspiratio to Expiratio or vice versa should be marked in this curve.
In the previously known devices, it was not possible to precisely mark the inversion point at which a phase change from Inspiratio to Expiratio or vice versa takes place on the breathing loop. Since these reversal points cannot be precisely determined in the breathing loop, making a diagnosis is difficult. The present invention aims to obviate this disadvantage.
The method of the invention is characterized in that a breathing gas flow flowing through a pneumotachometer acts on downstream means in such a way that the phase change from Inspiratio to Expiratio and vice versa in the breathing loop are displayed as discrete marks.
The device with which the method is carried out is characterized in that frequency-determining elements with a counter and a flip-flop stage are arranged behind a differential pressure transducer connected to the pneumotachometer via pressure lines.
In the following, an embodiment of the subject matter of the invention is explained in more detail with reference to the drawing. It shows
1 shows an exemplary embodiment partly in a sectional view and partly as a block diagram.
In Fig. 1, 1 denotes the breathing tube of a pneumotachometer. In general, the pneumotachometer is used to obtain a curve that shows the flow rate of the breathing gases z. B. shows as a function of time. The pipe 1 has a diaphragm 2 which represents a predetermined, low resistance for the gases flowing through the pipe 1. It is readily apparent that the pressure difference on the two sides of the diaphragm 2 is a measure of the speed of the gas flow, for example in units of liters / second.
A pressure line 3 or 4 is now connected to each of the two sides of the diaphragm 2. The free ends of the line are connected to a differential pressure transducer. This differential pressure transducer contains a membrane capsule 5 which consists, for example, of two at least partially metallic shells 5a and 5b which are insulated from one another.
The chamber, which is formed by the two shells 5a and 5b, is divided into two halves by a metallic membrane 6. The membrane 6 is isolated from the two shells. The pressure lines 3 and 4 are now connected to one of the two chamber halves each, so that the membrane bends out when there is a flow in the pipe 1. If the patient exhales, for example, the breathing gas flows in the illustration from top to bottom through the breathing tube, as is illustrated by arrow 7. As a result of the damming effect in the pipe 1 caused by the diaphragm 2, the pressure in the line 3 is greater than in the line 4, so that the membrane moves or bulges downwards.
A consequence of this is that the capacitance between the membrane 6 and the shell Sb increases, while the capacitance between the membrane 6 and the shell 5a decreases now used to obtain a corresponding electrical signal. This electrical signal is generated in the two oscillators 8 and 9 in the form of a pulse train. The two oscillators are at 0 pressure, i.e. H. so if there is no pressure difference, tuned to the same pulse repetition frequency. If now z. B. the pressure in the line 3 is greater than in the line 4 and the membrane arches downwards, the oscillator 8 changes its pulse frequency upwards, while the pulse frequency of the oscillator 9 decreases.
These frequencies of the two oscillators reach a counting device 10. In this device, the two pulse repetition frequencies and their difference are compared with one another. The counter has two outputs 11 and 12 at which the difference in the pulse repetition frequency appears. If z. If, for example, the pulse repetition frequency of oscillator 8 is higher than that of oscillator 9, the difference in the pulse repetition frequency appears at output 11.If, as a further example, the pulse repetition frequency of oscillator 9 is higher than the pulse repetition frequency of oscillator 8 due to the predominant pressure in line 4 , the difference between the pulse repetition frequencies appears at output 12 of the counter.
Depending on the output at which the difference between the pulse repetition frequencies appears, a signal is obtained which indicates whether it is an inspiration or an expiration. At the same time, the pulse repetition frequency, i.e. H. thus the number of pulses, a measure of the flow velocity of the breathing gas. The counter 10 operates on a flip-flop stage 13 and on a device 14. The inputs of the flip-flop stage 13 and the device 14 are connected in parallel with the output of the counter 10. The first pulse at the respective output of the counter 10 controls this flip-flop stage 13. This stage emits a signal via a capacitor 15.
Depending on whether the pulse repetition frequencies reach the flip-flop stage 13 via the output 11 or via the output 12 of the counter 10, the capacitor 15 is charged either in one direction or in the other. In the device 14, the pulse frequencies, which represent a measure of the flow velocity of the breathing gases, are processed by charging a capacitor through appropriately switched diodes in such a way that a voltage signal is generated at the output which corresponds to the volume of the breathing gases. This voltage signal is mixed with the signal from the capacitor 15 and sent to the coordinate recorder 16. This co-ordinate writer writes the two co-ordinate signals supplied separately with the writer 18 to form a breathing loop on the paper 17.
The voltage signal described above gives the coordinate recorder signals which precisely define both the inhalation and the exhalation phase, either positive or negative, and also represent the volume of the breathing gases. Another transmission path, which is indicated by 19, is used to record the other coordinates of the breathing loop.