Gerät für die Untersuchung der Lungenfunktion
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gerät für die Untersuchung der Lungenfunktion mit Messgeräten für die Ermittlung der Alveolardruckschwankungen (z. B. piezo- oder anderer mechanisch-elektrischer Wandler) und für die Ermittlung der Atemstromstärke während der Atmung.
Geräte dieser Art werden z. B. bei der Ganzkörperplethysmographie eingesetzt, wobei die bei der Atmung auftretenden Kammerdruckschwankungen ein unmittelbares Mass für den Alveolardruck darstellen. Bei bekannten Geräten werden dabei die den gemessenen Druckschwankungen PK und der Atemstromstärke v entsprechenden elektrischen Grössen (Spannungen) einem Koordinatenschreiber zugeführt, der sogenannte Druck/Atemstromstärke-Kurven aufzeichnet, die bei einer gesunden Versuchsperson im wesentlichen die in Fig. 2 dargestellte Form besitzen, die jedoch in pathologischen Fällen zu sogenannter Keulenform (Fig. 3), Schlägerforin (Fig. 4), Blasenform (Fig. 5) oder dergleichen entarten. Die Abweichung pathologischer Kurven von der Normalform ergibt sich z.
B. daraus, dass trotz Anwachsens des Atmungsdruckes (und damit von PK) keine entsprechende Zunahme der Atemstromstärke V erfolgt, wenn pathologische Veränderungen im Atemweg des Probanden vorhanden sind, d. h. PK wächst bei gleichbleibendem V.
Die Auswertung der Kurven erfolgt derart, dass zur Feststellung des gesuchten Lungenwiderstandswertes in signifikanten Punkten (Extremwerte von PK) Hilfslinien angelegt werden, deren (reziproke) Steilheit ein Mass für den Widerstand ist.
Die vorliegende Erfindung geht von den Erkenntnissen aus, dass die bisher aufgezeichneten Druckj Atemstromstärke-Kurven zwar die interessierenden Informationen enthalten, dass diese Informationen jedoch nur mit Schwierigkeiten, d. h. von Fachkräften mit grossem Zeitaufwand, aus diesen Kurven entnommen werden können und dass ein Vergleich verschiedener Kurven (z. B. zur Verfolgung eines Heilungsprozesses) nur möglich ist, wenn die Messapparatur unter gleichen Bedingungen arbeitet bzw. wenn die Kurven (z. B. bei verschiedenen Messapparaturen) mit gleichen Aufzeichnungsmassstäben arbeiten. Diese Voraussetzungen sind jedoch meist nicht gegeben.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Gerät der eingangs genannten Art derart auszubilden, dass statt der bisher verwendeten schwer auswertbaren Druck/Atemstromstärke-Kurven ohne Arbeitsaufwand gleich die gewünschten Angaben über den Lungenwiderstand R zu erhalten sind und ausserdem eine weitere Grösse abgegeben wird, die ein objektives Mass der Verformung der bisher gemessenen Kurven darstellt.
Erfindungsgemäss ist dies dadurch erreicht, dass zur Ermittlung der momentanen Grösse des Lungenwiderstandes ein elektrisches Dividierglied vorhanden ist, an dessen Eingänge die Messgeräte für die Alveolardruckschwankungen und die Atemstromstärke angeschlossen sind. Mit besonderem Vorteil wird zur Ermittlung der momentanen Abweichung des zeitlichen Verlaufes von PK und V während der Atmung ein Phasenmessgerät verwendet, an dessen Eingänge ebenfalls die Messgeräte für die Grössen PK und V, gegebenenfalls über Filter und Verstärker, angeschlossen sind.
Die Anzeige des Phasenwinkels zwischen Druckund Atemstromstärke-Verlauf ergibt zusammen mit den Widerstandmessergebnissen nicht nur ein Mass für die Verformung der Kurven, d. h. der Grösse der Lungenwegs-Obstruktion, sondern - z. B. je nach Vorzeichen - auch ein Mass für die Art der Verformung.
Durch die gleichzeitige Angabe dieser Grössen sind dem Arzt alle wichtigen aus PK und V entnehmbaren Informationen direkt und ohne weiteren Arbeitsaufwand zugänglich. Ausserdem kann durch die Erfindung der zeitliche Verlauf des Momentanwertes des Lungen widerstandes mühelos erfasst werden; der Verlauf des
Lungenwiderstandswertes während der Atmung ist aber medizinisch besonders aufschlussreich und er war bis jetzt wegen der meist stark verzitterten Form der Kurven nur ungefähr, d. h. zu ungenau und nach aufwen diger Auswertearbeit festzustellen.
In diesem Zusammenhang ist zu bemerken, dass bei spezieller Ausbildung der Erfindung ein weiterer Vorteil erreichbar ist; das aufgrund der Erwärmung der Kammer oder aufgrund sich langsam ändernder Umgebungsbedingungen gegebene Auswandern der Kurven, kann nämlich durch die Vorschaltung je eines Differenziergliedes vor die Eingänge des die Grössen PN und V verarbeitenden Dividiergliedes verhindert werden.
Weitere Vorteile und Einzelheiten ergeben sich aus der Zeichnung, anhand welcher ein Ausführungsbeispiel der Erfindung in sechs Figuren erläutert wird.
Es zeigen
Fig. 1 eine Kabine für die Ganzkörperplethysmographie im Schnitt,
Fig. 2 eine Druck/Atemstromstärke-Kurve einer gesunden Versuchsperson,
Fig. 3, 4 und 5 von kranken Versuchspersonen,
Fig. 6 ein Blockschaltbild der Erfindung.
In der Fig. 1 sind mit 1 die Kabine, mit 2 der in ihr sitzende und in den Pneumotachographen 3 atmende Patient und mit 4 das in der Kabine befindliche Druckvergleichsgefäss bezeichnet. Mittels bekannter und daher nicht beschriebener Druckmessfühler wird über die Leitungen 5, 6 die den Kammerdruckschwankungen entsprechende elektrische Spannung gemessen (PK); am Pneumotachographen wird über die Leitungen 7, 8 die der Atemstromstärke (V) proportionale elektrische Spannung abgenommen.
In Fig. 6 ist mit 9 der Eingang der dem Wert PN entsprechenden elektrischen Spannung und mit 10 der Eingang der dem Wert V entsprechenden elektrischen Spannung bezeichnet. 11 und 12 stellen Filter zur Unterdrückung hochfrequenter Störungen dar, 13 und 14 sind Verstärker für die am Eingang liegenden Spannungen. Mit 15 ist ein Phasenmessgerät und mit 16 ein Anzeigegerät beziffert. Die Bezugszahlen 17 und 18 sind für Differenzierglieder verwendet. Das Dividierglied ist mit 19, das ihm nachgeschaltete Integrationsglied mit 20 und das Anzeigerät für die integrierte Grösse mit 21 bezeichnet. Der Ausgang 22, 22', 22" ist für den Anschluss eines Registriergerätes 23 gedacht. Ein Trigger 24 ist zwischen das Differenzierglied 18 und das Dividierglied 19 eingeschaltet.
Die Funktion der einzelnen Schaltungseinheiten ist folgende:
Nach Filterung 11, 12 und Verstärkung 13, 14 der eingespeisten Grössen PN und V werden diese einerseits dem Phasenmessgerät 15 und dem ihm nachgeschalteten Anzeigegerät 16 und anderseits den beiden Differenziergliedern 17 und 18 sowie dem Registrier- gerät 23 (Ausgänge 22, 22') zugeführt. Nehmen die beiden eingespeisten Grössen nicht proportional zu oder ab, so wird am Anzeigegerät 16 der Phasenwinkel zwischen der Vor- oder Nacheilung der einen Grösse gegenüber der anderen als ein von der 0-Lage in positiver oder negativer Richtung abweichender Ausschlag angezeigt. Dem Anzeigegerät 16 kann eine Integrationsschaltung entsprechend dem später genannten Integra tor 20 vorgeschaltet sein oder es kann selbst als inte grierendes Messinstrument ausgebildet werden.
Beson ders vorteilhaft ist es, zusätzlich eine Schaltung für das Anzeigegerät 16 vorzusehen, welche den zwischen den Zeitpunkten 1 PN m:x. und 1 V max. ermittelten
Phasenwinkel über den Rest eines Atemzyklus spei chert.
Die Differenzierglieder 17 und 18 bewirken, dass lediglich die (relativ raschen) Anderungen der einge speisten Grössen weiterverarbeitet werden; dagegen werden den Messsignalen überlagerte Gleichstromanteile sowie langsame Anderungen, wie sie z. B. durch die langsame Erwärmung (und damit Druckerhöhung) in der Kabine entstehen, unterdrückt.
Die zeitlich veränderlichen Grössen PN und V werden dem Dividierglied 19 zugeführt, welches daraus den momentanen Lungenwiderstandswert errechnet.
Dieser errechnete Wert wird dem Ausgang 22" (dem Registriergerät 23) zugeführt.
Die Atemstromstärke V ändert beim Übergang von Einatmung zu Ausatmung und umgekehrt ihre Richtung (ihr Vorzeichen). Beim Nulldurchgang des Stromes V = 0 wird der Trigger 24 angestossen. Dieser Trigger steuert bei jedem zweiten Nulldurchgang das Dividierglied 19 neu an, so dass der dem Glied 19 nachgeschaltete Integrator jeweils über einen Atemzyklus (Ein- und Ausatmung) den errechneten Widerstandswert mittelt. Am Anzeigegerät erscheint dann jeweils der Widerstandsmittelwert eines Atemzyklus.
Der Alveolardruck braucht nicht in einer Plethysmographenkammer indirekt über die Messung von PN gewonnen zu werden; es kann vielmehr auch direkt mittels Oesophagussonde der interessierende Lungendruck gemessen und im erfindungsgemässen Gerät verarbeitet werden.
Device for the study of lung function
The present invention relates to a device for examining lung function with measuring devices for determining the alveolar pressure fluctuations (e.g. piezo or other mechanical-electrical converters) and for determining the respiratory flow strength during breathing.
Devices of this type are z. B. used in whole-body plethysmography, where the chamber pressure fluctuations that occur during breathing represent a direct measure of the alveolar pressure. In known devices, the electrical quantities (voltages) corresponding to the measured pressure fluctuations PK and the respiratory flow strength v are fed to a coordinate recorder which records so-called pressure / respiratory flow strength curves, which in a healthy test person essentially have the form shown in FIG however, in pathological cases degenerate into so-called club shape (Fig. 3), club shape (Fig. 4), bubble shape (Fig. 5) or the like. The deviation of pathological curves from the normal form results e.g.
B. from the fact that, despite the increase in the respiratory pressure (and thus of PK), there is no corresponding increase in the respiratory flow strength V if pathological changes are present in the test person's airway, d. H. PK grows with constant V.
The curves are evaluated in such a way that auxiliary lines are created in significant points (extreme values of PK) to determine the pulmonary resistance value sought, the (reciprocal) steepness of which is a measure of the resistance.
The present invention is based on the knowledge that the pressure / respiratory flow rate curves recorded so far contain the information of interest, but that this information can only be accessed with difficulty, i.e. H. can be taken from these curves by specialists with a large expenditure of time and that a comparison of different curves (e.g. to follow a healing process) is only possible if the measuring apparatus works under the same conditions or if the curves (e.g. at different measuring devices) work with the same recording scales. However, these requirements are usually not met.
The invention is therefore based on the object of designing a device of the type mentioned at the outset in such a way that, instead of the pressure / respiratory flow rate curves used up to now, which are difficult to evaluate, the desired information on the lung resistance R can be obtained without any effort and, in addition, a further variable is output, which represents an objective measure of the deformation of the curves measured so far.
According to the invention, this is achieved in that an electrical dividing element is provided to determine the instantaneous magnitude of the lung resistance, to whose inputs the measuring devices for the alveolar pressure fluctuations and the respiratory flow strength are connected. It is particularly advantageous to use a phase measuring device to determine the instantaneous deviation of the temporal course of PK and V during breathing, to whose inputs the measuring devices for the quantities PK and V are also connected, possibly via filters and amplifiers.
The display of the phase angle between the pressure and the respiratory flow rate curve, together with the resistance measurement results, not only provides a measure of the deformation of the curves, i.e. H. the size of the pulmonary obstruction, but - e.g. B. depending on the sign - also a measure for the type of deformation.
By specifying these parameters at the same time, the doctor has access to all the important information that can be taken from the PK and V directly and without any additional work. In addition, the invention allows the temporal course of the instantaneous value of the pulmonary resistance to be easily recorded; the course of the
Lung resistance value during breathing is particularly informative from a medical point of view, and up until now it was only approximate because of the mostly tremulous shape of the curves. H. too imprecise and to be determined after extensive evaluation work.
In this connection it should be noted that a further advantage can be achieved with a special design of the invention; the drifting of the curves due to the heating of the chamber or due to slowly changing ambient conditions can be prevented by connecting a differentiating element in front of the inputs of the dividing element processing the variables PN and V.
Further advantages and details emerge from the drawing, on the basis of which an exemplary embodiment of the invention is explained in six figures.
Show it
1 shows a cabin for whole-body plethysmography in section,
2 shows a pressure / respiratory flow strength curve of a healthy test person,
Fig. 3, 4 and 5 of sick test subjects,
Figure 6 is a block diagram of the invention.
In Fig. 1, 1 denotes the cabin, 2 the patient sitting in it and breathing in the pneumotachograph 3, and 4 denotes the pressure comparison vessel located in the cabin. By means of known and therefore not described pressure sensors, the electrical voltage corresponding to the chamber pressure fluctuations is measured via the lines 5, 6 (PK); At the pneumotachograph, the electrical voltage proportional to the respiratory flow strength (V) is taken from the lines 7, 8.
In FIG. 6, the input of the electrical voltage corresponding to the value PN is designated by 9 and the input of the electrical voltage corresponding to the value V is designated by 10. 11 and 12 represent filters for suppressing high-frequency interference, 13 and 14 are amplifiers for the voltages present at the input. 15 is a phase measuring device and 16 is a display device. The reference numerals 17 and 18 are used for differentiators. The dividing element is designated by 19, the integration element connected downstream of it by 20 and the indicator for the integrated variable by 21. The output 22, 22 ′, 22 ″ is intended for the connection of a recording device 23. A trigger 24 is connected between the differentiating element 18 and the dividing element 19.
The function of the individual circuit units is as follows:
After filtering 11, 12 and amplification 13, 14 of the fed-in quantities PN and V, these are fed to the phase measuring device 15 and the display device 16 connected downstream, and to the two differentiating elements 17 and 18 and the recording device 23 (outputs 22, 22 ') . If the two input variables do not increase or decrease proportionally, the phase angle between the lead or lag of one variable compared to the other is displayed on the display device 16 as a deflection deviating from the 0 position in a positive or negative direction. The display device 16 can be preceded by an integration circuit corresponding to the integrator 20 mentioned later, or it can itself be designed as an integrating measuring instrument.
It is particularly advantageous to also provide a circuit for the display device 16, which between the times 1 PN m: x. and 1 V max. determined
Saves phase angle over the rest of a breathing cycle.
The differentiating elements 17 and 18 have the effect that only the (relatively rapid) changes in the input variables are processed further; on the other hand, DC components superimposed on the measurement signals as well as slow changes, as they occur e.g. B. caused by the slow heating (and thus pressure increase) in the cabin, suppressed.
The variables PN and V, which vary over time, are fed to the divider 19, which uses them to calculate the instantaneous lung resistance value.
This calculated value is fed to the output 22 ″ (the recording device 23).
The respiratory flow strength V changes its direction (its sign) during the transition from inhalation to exhalation and vice versa. When the current V = 0 crosses zero, trigger 24 is triggered. This trigger controls the dividing element 19 every second zero crossing, so that the integrator connected downstream of the element 19 averages the calculated resistance value over one breathing cycle (inhalation and exhalation). The average resistance value of a breathing cycle then appears on the display device.
The alveolar pressure does not need to be obtained indirectly in a plethysmograph chamber by measuring PN; rather, the lung pressure of interest can also be measured directly by means of an esophageal probe and processed in the device according to the invention.