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Anwendungsgebiet der Erfindung ist die Medizin, insbesondere die Simulation der Patientenlunge im Zusammenwirken mit einem Beatmungsgerät.
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Lungensimulatoren für die Nachbildung eines spontan atmenden Patienten werden sowohl für die Testung von Beatmungsgeräten als auch für die Schulung des medizinischen Personals bezüglich sinnvoller Einstellungen des Beatmungsgerätes benötigt.
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Sie müssen die Nachbildung der grundlegenden atemmechanischen Parameter wie des Strömungswiderstandes der Atemwege (nachfolgend als Resistance bezeichnet), der Dehnbarkeit der Lunge (Compliance) sowie der Aktivität der Atemmuskulatur erlauben.
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So besteht das einfachste Lungenmodell aus einer pneumatischen Reihenschaltung einer Resistance und einer Compliance in Verbindung mit einer Spontanatmungs-Druckquelle.
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Während die Compliance früher vor allem durch federbelastete Balg-Systeme simuliert wurde (
EP79795 ), deren Compliance über die Veränderung der Federkonstante verändert werden konnte, wird in
DE3427182 eine Lösung vorgeschlagen, die die Compliance dadurch steuerbar macht, dass in einem Regelkreis die auf den Balg über eine Spindel ausgeübte Kraft eines elektrischen Rotations-Antriebes über eine Positionsrückführung des beweglichen Teiles des Faltenbalgs vom Balgvolumen abhängig gemacht und damit die Compliance steuerbar wird. Neben einem Balg können hierfür auch Kolben-Zylinder-Systeme verwendet werden (
PL183237 ).
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WO97/12351 schlägt eine sehr komplexe Form der Lungensimulation vor, bei der in einem Kolben-Zylinder-System der Kolben über einen Modell-Regelkreis so bewegt wird, dass sich sowohl Resistance als auch Compliance und Spontanatmungsaktivität für die homogene und für die inhomogene Lunge simulieren lassen, ohne dass diese körperlich vorhanden sind. Dabei wird die auf den Kolben ausgeübte Kraft des elektrischen Antriebes so geregelt, dass sich Volumenstrom und Druck am Eingang des Zylinders so ausbilden, wie es bei dem gewählten Lungenmodell der Fall wäre.
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Zum Stand der Technik gehört, dass der gesamte Lungensimulator aus zwei Hauptkomponenten besteht: einem Rechner und dem eigentlichen pneumatischen Lungenmodell.
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Der Rechner übernimmt meist über sein Graphisches User Interface die Kommunikation mit dem Benutzer, die Sollwert-Bereitstellung für das Lungenmodell, sowie die Daten-Erfassung und Speicherung der vom Lungenmodell bereitgestellten Messdaten. Das Lungenmodell enthält die unverzichtbaren pneumatischen, mechanischen und elektronischen Komponenten sowie die Sensoren für Druck und Volumenstrom.
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Alle diese auf Regelkreisprinzipien basierenden Lösungen haben den Nachteil eines begrenzten Frequenzbereiches, innerhalb dessen sie noch funktionieren. So ist z. B. eine auf solche Weise erzeugte steuerbare Compliance zwar für eine normale physiologische Atemfrequenz sehr gut geeignet, nicht aber für die Hochfrequenzbeatmung (HFO), die Frequenzen im mehrere 10 Hz-Bereich erzielen. Hierfür sind feste Volumina, die eine konstante Compliance aufweisen, besser geeignet.
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Insbesondere für die Schulung des Pflegepersonals hat sich die auf rein mathematischen Modellen basierende Lösung von Lungensimulatoren wegen ihrer geringen Anschaulichkeit und ihrer hohen theoretischen Voraussetzungen nicht bewährt.
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Im Neugeborenenbereich ist zusätzlich auch die Simulation eines Tubus-Lecks erforderlich, welches bei beatmeten Frühgeborenen wegen der voraussetzungsgemäß undichten Trachealtuben von Bedeutung ist. Damit ist die Berücksichtigung einer einzigen Resistance nicht mehr ausreichend, man muss diese in Tubusresistance und Atemwegsresistance aufteilen, zwischen denen die Leckresistance nach Atmosphäre führt. Zum anderen gestatten die auf Regelkreisprinzipien basierenden Lösungen wegen ihres niedrigen Frequenzbereiches keine Anwendung für die Hochfrequenzoszillations-Beatmung.
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Die Aufgabe der Erfindung besteht nunmehr darin, einen solchen gattungsgemäßen Lungensimulator, bestehend aus Rechner und pneumatischem Lungenmodell, als Test- und Schulungsgerät zu schaffen, der plausibel in der Anwendung die Einstellung variabler Tubus-, Atemwegs- und Leckresistances sowie einer steuerbaren Lungencompliance gestattet und der darüber hinaus auch für die Hochfrequenzbeatmung geeignet ist.
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Diese Aufgabe wird hauptsächlich gelöst gemäß Anspruch 1. Erfindungswesentlich für die Lösung dieser Aufgabe ist, dass der Lungensimulator
- • drei veränderbare Resistances aufweist, nämlich eine Tubusresistance sowie eine Atemwegsresistance, und wo an der Verbindungsstelle zwischen beiden über ein Magnetventil die zusätzliche nach Atmosphäre führende Leckresistance zu und abgeschaltet werden kann,
- • neben der steuerbaren Compliance eine konstante Compliance enthält, von denen über einen Compliance-Umschalter die gewünschte Compliance ausgewählt werden kann
- • der für den Leck-Volumenstrom maßgebliche Druck am Ende der Tubusresistance über einen zweiten Drucksensor erfasst wird,
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So strömt die Luft, vom zu testenden Beatmungsgerät kommend, über den Volumenstromsensor, die Tubusresistance und die Atemwegsresistance zum Compliance-Umschalter, der mindestens zwei Schaltstellungen aufweist und den Luftweg entweder zu der steuerbaren Compliance oder der konstanten Compliance frei gibt. Die Veränderbarkeit der Tubusresistance wird dadurch realisiert, dass man aus einem Satz unterschiedlicher pneumatischer Widerstände (Resistances) mittels eines pneumatischen Resistance-Umschalters jeweils nur eine Resistance auswählen kann, die dann als Tubusresistance wirksam ist. Als Resistances können alle dem Fachmann geläufigen pneumatischen Strömungswiderstände dienen wie Bohrungen, Rohre, Siebe, Schläuche usw. Dies gilt sinngemäß für den Atemwegswiderstand.
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An der Verbindungsstelle zwischen Tubusresistance und Atemwegsresistance zweigt der Leck-Volumenstrom ab. Dieser strömt über ein Magnetventil und eine weitere einstellbare Leckresistance nach Atmosphäre. Diese Leckresistance kann im einfachsten Falle durch einen Luer-Lock-Verschluss gebildet werden. Durch Ansteuerung des Magnetventiles mit einem Signal, welches von dem vom zweiten Drucksensor am Ende der Tubusresistance gemessenen Leckdruck herrührt, kann man auch eine Hysterese für den Ein- und Ausschaltzustand des Magnetventiles einbauen. So schaltet das Magnetventil z. B. bei einem Druck von 15 mbar ein und aktiviert das Leck, schaltet aber erst bei einem Druck von 12 mbar wieder aus. Sehr vorteilhaft ist es, das Magnetventil als Proportionalventil auszulegen, so dass damit die Leckresistance zwischen den Grenzzuständen Offen und Geschlossen, auch in Abhängigkeit vom Leckdruck, beliebig variiert werden kann. Die Ansteuerung des Magnetventiles erfolgt entweder über den Rechner oder einen weiteren im Lungenmodell integrierten Controller.
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Die steuerbare Compliance wird entweder mittels eines Kolben-Zylinder-Systems oder mittels eines Faltenbalges erzeugt. Dabei werden entweder der Kolben oder die bewegliche Endplatte des Faltenbalges über einen Antrieb bewegt. Diese Bewegung wird über einen Positionssensor erfasst und an einen Controller übertragen. Antrieb, Positionssensor und Controller bilden einen Regelkreis derart, dass mit zunehmender Auslenkung des Kolbens (Faltenbalges) durch einen in das gebildete Volumen eingeprägten Druck der Antrieb auf den Kolben eine Gegenkraft ausübt, die eine Volumenzunahme behindert. Wegen der Definition der Compliance als C = ΔV / Δp entspricht die tatsächlich erfolgte Volumenänderung dtaV in Folge der Druckänderung dtaP der steuerbaren Compliance des Lungenmodells.
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Die auf Regelkreisen beruhenden Lösungen für die Erzeugung von Resistance und Compliance sind wegen ihrer eingeschränkten Grenzfrequenz nicht mehr für die Beatmungsform Hochfrequenzoszillation (HFO) geeignet. Hierfür benötigt man Behälter mit einem festen Volumen, die eine konstante Compliance aufweisen, z. B. eine leere zylindrische Flasche. Für diesen Fall kann man bei HFO von adiabaten Bedingungen ausgehen für die sich die Compliance zu C = V / pat·k , mit V als dem Volumen der leeren Flasche, pat dem Luftdruck und k als dem Adiabatenexponent (k = 1.4) berechnet. Es kann natürlich auch eine isotherme Compliance durch lockeres Befüllen des Volumens mit Metallwolle erzielt werden. In diesem Fall ist k = 1.
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Ein nach der Atemwegsresistance angeordneter Compliance-Umschalter ermöglicht das Umschalten zwischen steuerbarer Compliance und konstanter Compliance. Der Compliance-Umschalter hat im Normalfall nur zwei Schaltstellungen. In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung hat er jedoch drei Schaltstellungen, wobei in den Schaltstellungen 1 und 2 sein Eingang über seinen ersten Ausgang mit der konstanten Compliance und in der Schaltstellung 3 sein Eingang über seinen zweiten Ausgang mit der steuerbaren Compliance verbunden ist. In einer der Schaltstellungen 1 oder 2 wird zusätzlich noch eine Verbindung höheren pneumatischen Widerstandes zwischen beiden Ausgängen hergestellt. Dies ermöglicht die Simulation einer langsamen Spontanatmung unter den Bedingungen der HFO mit aktivierter konstanter Compliance, indem Luft von der steuerbaren Compliance über diesen höheren pneumatischen Widerstand in die konstante Compliance strömt und man auf diese Weise auch Spontanatmung unter HFO simulieren kann.
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Die Volumenstrommessung erfolgt über einen Volumenstromsensor, der sich sinnvollerweise zwischen dem Eingang des Lungenmodells und der Tubusresistance befindet. Als Eingang des Lungenmodells bezeichnen wir den pneumatischen Anschluss, auf den das Y-Stück des zu testenden Beatmungsgerätes aufgesteckt wird. Es ist natürlich auch möglich, den Volumenstromsensor nach der Tubusresistance anzuordnen. Der elektrische Ausgang des Volumenstromsensors ist mit einem Eingang eines im Lungenmodell angeordneten Controllers verbunden. Eine serielle Verbindung über I2C-schnittstelle ist natürlich auch möglich.
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Die Druckmessung erfolgt über drei Drucksensoren, wobei der erste Drucksensor den Druck am Eingang des Lungenmodells misst, ggf. auch direkt an dem aufzusteckenden Y-Stück des Beatmungsgerätes. Der zweite Drucksensor misst den „Leckdruck”, also den Druck am Ende der Tubusresistance, bzw. am Eingang der Atemwegsresistance. Der dritte Drucksensor misst im einfachsten Fall den Druck vor dem Compliance-Umschalter. Je nach dessen Schaltstellung also den Druck vor der steuerbaren Compliance oder vor der konstanten Compliance. Sollte der Strömungswiderstand des Compliance-Umschalters nicht vernachlässigbar sein, so kann über einen weiteren mit dem Compliance-Umschalter gekoppelten pneumatischen Druckmess-Umschalter auch zwischen dem Innendruck in der steuerbaren Compliance und dem Innendruck in der konstanten Compliance umgeschaltet werden, wobei diese Drücke über kurze Schlauchstücke aus beiden Compliance-Realisierungen entnommen werden.
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Die elektrischen Ausgänge der drei Drucksensoren sind entweder mit drei weiteren Eingängen eines im Lungenmodell angeordneten Controllers verbunden. Falls die Sensoren ihre Signale über eine serielle Schnittstelle, z. B. I2C an den Controller übertragen, werden natürlich weniger Eingänge auf der Controllerseite benötigt.
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Bei hohen Anforderungen an die Präzision der Druck- und Differenzdruck-Sensoren (Teil des Volumenstromsensors) wird zwecks Verbesserung der Nullpunktgenauigkeit in jede Druckmessleitung ein 2/1-Magnetventil eingefügt, welches für den kurzen Zeitraum der Nullpunktkalibrierung den jeweiligen Druckmesseingang des Sensors an Atmosphäre schaltet.
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Dem Fachmann ist klar, dass alle bisher gebrauchten Begriffe für einen pneumatischen Umschalter sowohl solche, die von Hand als auch solche, die über Magnet betätigt werden, umfassen.
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Über die Graphische Benutzeroberfläche (GUI) des Computers können alle relevanten Einstellungen für die Simulation des spontan atmenden Patienten vorgenommen werden. Dies betrifft u. a. die Einstellung von Inspirationszeit, Exspirationszeit, Spontanatmungsaktivität, Seufzer usw. inkl. stochastischer Veränderungen all dieser Parameter; zusätzlich das Spontanatemmuster inkl. der Zeitkonstanten. Weiterhin der gewünschte Wert der steuerbaren Compliance, deren Hysteresis, Nichtlinearität und Grundvolumen, sowie die für das Leck verantwortlichen Parameter wie Leckdruck-Ansprechwert und Hysteresis. Die gemessenen Daten von Volumenstrom und Volumen sowie den Drücken, werden graphisch angezeigt, gefiltert, eingefroren, gezoomt, gespeichert und ausgewertet.
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Die Vorteile der erfindungsgemäßen Lösung sind, dass man in plausibler Weise dem zu schulenden Pflegepersonal die Einflüsse unterschiedlicher Einstellungen des Beatmungsgerätes einerseits sowie unterschiedlicher physiologischer pulmonaler Gegebenheiten des Patienten in der Wechselwirkung Patient-Beatmungsgerät sowohl bei physiologischen Atemfrequenzen als auch bei HFO und bei Vorhandensein eines Tubuslecks verständlich machen kann. Ein weiterer Vorteil ist seine gleichzeitige Eignung für die Testung von Beatmungsgeräten.
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Die Erfindung soll nachfolgend an Hand eines Beispiels erläutert werden. Dabei zeigt
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1: ein Prinzip der erfindungsgemäßen Lösung
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Die zwei Hauptkomponenten des Lungensimulators sind der Computer 1 und das pneumatische Lungenmodell 2, welche über die Datenschnittstelle 3, z. B. in Form einer USB-Schnittstelle, miteinander verbunden sind.
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Der Computer 1, vorzugsweise ein Laptop, gestattet über seine Graphische Benutzeroberfläche (GUI) die Kommunikation des Benutzers mit dem Lungen-Simulator und erzeugt alle Sollwerte für den Controller 14. Einstellbar sind u. a. die Parameter der Spontanatmung wie Inspirationszeit, Exspirationszeit, Spontanatmungsaktivität, Seufzer usw. inkl. stochastischer Veränderungen all dieser Parameter. Weiterhin der gewünschte Wert der steuerbaren Compliance, deren Hysteresis, Nichtlinearität sowie die für das Leck verantwortlichen Parameter wie Leckdruck-Ansprechwert, Hysteresis und im Falle eines Proportionalventiles die Leckresistance. Die gemessenen Daten von Volumenstrom und Volumen sowie den Drücken, werden graphisch angezeigt entweder als Zeitfunktion oder in einer x-y-Darstellung als Schleife. Sie werden eingefroren, gezoomt, gespeichert und mittels Kursoren ausgewertet. Das hierfür erforderliche Programm wurde in Labview geschrieben.
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Das pneumatische Lungenmodell 2 beinhaltet neben einem Controller 14 alle erforderlichen pneumatischen und mechanischen Komponenten.
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Das Beatmungsgerät wird über sein Y-Stück mit dem Geräte-Eingang 15 verbunden. Unmittelbar am Geräteeingang befindet sich eine Mess-Stelle für den Beatmungsdruck, der von dem ersten Drucksensor 8 gemessen wird. Danach strömt das Beatmungsgas über den Volumenstromsensor 7 zur Tubusresistance 4, die durch einen von Hand betätigten ersten Resistance-Umschalter 17 und einen ersten Satz von Resistances 19 gebildet wird. Diese Resistances sind im Anwendungsbeispiel Schläuche mit wählbaren Innendurchmessern und wählbarer Länge. Die Durchmesser dieser Schläuche könnten im Neonatalbereich z. B. 2.0 mm, 2.5 mm und 3 mm und die Länge 200 mm betragen. Der erste Resistance-Umschalter 17 wählt je nach Schaltstellung jeweils nur einen Schlauch aus. Die Anzahl der Schaltstellungen und verbunden damit die Anzahl der Resistances innerhalb eines Satzes sind beliebig.
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Am Ausgang der Tubusresistance 4 kommt es zu einer Verzweigung 28, an die der Eingang der Atemwegsresistance 6, der Eingang des Magnetventiles 16 sowie der Druckmess-Eingang des zweiten Drucksensors 9 angeschlossen sind.
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Der Ausgang des Magnetventiles 16 führt zu einem Leck-Ausgang 25, der als Luer-Lock-Verschraubung ausgeführt ist, und auf den beispielsweise als Leckresistance 5 ein Luer-Lock-Umschalthahn aufgesteckt werden kann. Je nach Drehwinkel kann damit auf einfache Weise ein Leckwert eingestellt werden. Das Leckventil 16 wird vom Controller 14 angesteuert. Die Ansteuerung erfolgt abhängig von dem vom zweiten Drucksensor 9 bestimmten Leckdruck, wobei das Magnetventil 16 dann einschaltet, wenn der Leckdruck den auf dem GUI eingestellten Einschaltwert überschreitet. Es wird ausgeschaltet, wenn der Leckdruck den Einschaltwert abzüglich einer ebenfalls auf dem GUI einstellbaren Hysterese unterschreitet.
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Die Atemwegsresistance 6 ist funktionsmäßig identisch zur Tubusresistance 4 aufgebaut mit einem zweiten Resistance-Umschalter 18 und einem zweiten Resistance-Satz 20, wobei sich die Dimensionierungen und die Anzahl der Schaltstellungen natürlich von denen der Tubusresistance 4 unterscheiden können.
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Der Eingang des Compliance-Umschalters 13 ist mit dem Ausgang der Atemwegsresistance 6 verbunden. Der Compliance-Umschalter 13 besteht in der schematischen Darstellung aus zwei Teilschaltern 13.1 und 13.2, die durch mechanische Kopplung jeweils die gleiche Schaltposition einnehmen. Der Compliance-Umschalter 13 hat im Ausführungsbeispiel 3 Schaltstellungen. In den Schaltstellungen eins und zwei ist sein Eingang über den Anschlusskonus 26 mit der konstanten Compliance 12 verbunden und in Schaltstellung drei mit der steuerbaren Compliance 11. In Schaltstellung zwei wird die steuerbare Compliance 11 zusätzlich über den pneumatischen Widerstand 27 mit der konstanten Compliance 12 verbunden. Diese Schaltstellung wird für HFO benutzt, wenn man die Volumenänderung der steuerbaren Compliance 11 als Spontanatmung unter HFO simulieren möchte. Der Widerstand 27 ist z. B. als dünner Schlauch von 1.5 mm Durchmesser ausgeführt. Er erlaubt die Nutzung der steuerbaren Compliance 11 auch unter HFO-Bedingungen.
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Der Druck innerhalb der jeweiligen Compliance wird im Ausführungsbeispiel am Eingang des Compliance-Umschalters 13 abgenommen und dem dritten Drucksensor 10 zugeführt. Je nach Schaltstellung von Compliance-Umschalter 13 misst man dann den Druck der konstanten Compliance 12 oder der steuerbaren Compliance 11. Dieser gemessene Druck ist verfälscht um den Druckabfall über dem Compliance-Umschalter 13. Will man eine exakte Druckmessung haben, dann müsste man über einen weiteren Druckmess-Umschalter 21, der in 1 nicht dargestellt ist, die Drücke direkt am Eingang der jeweiligen Compliances abgreifen und dem dritten Drucksensor 10 zuführen. In diesem Falle wäre der Druckmess-Eingang von dem dritten Drucksensor 10 mit dem Eingang des Druckmess-Umschalters 21 verbunden und dessen erster Ausgang mit der konstanten Compliance 12 und dessen zweiter Ausgang mit der steuerbaren Compliance 11. Der Druckmess-Umschalter 21 ist mit dem Compliance-Umschalter 13 mechanisch zu koppeln und weist die gleiche Anzahl von Schalt-Stellungen wie dieser auf.
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Die Ausgänge des Volumenstromsensors 7 sowie der Drucksensoren 8, 9 und 10 sind mit dem Eingang des Controllers 14 über eine I2C-Schnittstelle verbunden.
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Die konstante Compliance 12 wird durch eine leere Flasche mit einem bestimmten Volumen von z. B. 1000 ml ausgeführt. Sie erfüllt die Anforderungen an eine adiabatische Compliance unter HFO-Bedingungen am besten. Sie wird auf den Anschlusskonus 26 von außen aufgesteckt. Diese Lösung hat den Vorteil, dass man beliebige andere Flaschen mit anderen Volumina aufstecken kann, auch solche mit isothermen Eigenschaften, die durch Füllung mit Metallwolle erzielt wird.
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Die steuerbare Compliance 11 wird durch ein Kolben-Zylinder-System 22, den Kolbenantrieb 23 und den Positionssensor 24 in Verbindung mit dem Controller 14 gebildet. Der Kolben bewegt sich innerhalb des Zylinders möglichst reibungsarm und wird vom Kolbenantrieb 23, der ein Linearantrieb ist, bewegt. Im Ausführungsbeispiel ist der Linearantrieb ein voice coil motor. Der Positionssensor 24 ist als ein Position Sensitive Device (PSD) ausgeführt. Er erfasst die Kolbenposition und gibt sie an den Controller 14 weiter. Dieser steuert dann, abhängig vom Sollwert der steuerbaren Compliance 11, den Kolbenantrieb 23 im Ergebnis eines Regelalgorithmus' in der Weise an, dass sich die Zielcompliance einstellt. Auf diese Weise lassen sich lineare, aber auch nichtlineare Complianceverläufe erreichen, einschließlich einer Hysteresis.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Computer
- 2
- pneumatisches Lungenmodell
- 3
- Daten-Schnittstelle
- 4
- Tubusresistance
- 5
- Leckresistance
- 6
- Atemwegsresistance
- 7
- Volumenstromsensor
- 8
- erster Drucksensor
- 9
- zweiter Drucksensor
- 10
- dritter Drucksensor
- 11
- steuerbare Compliance
- 12
- konstante Compliance
- 13
- Compliance-Umschalter
- 14
- Controller
- 15
- Geräte-Eingang
- 16
- Magnetventil
- 17
- erster Resistance-Umschalter
- 18
- zweiter Resistance-Umschalter
- 19
- erster Satz Resistances
- 20
- zweiter Satz Resistances
- 21
- Druckmess-Umschalter
- 22
- Kolben-Zylinder-System
- 23
- Kolbenantrieb
- 24
- Positionssensor
- 25
- Leck-Ausgang
- 26
- Anschlusskonus
- 27
- Widerstand
- 28
- Verzweigung
