DE102016009366A1 - Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases sowie Anästhesiebeatmungsgerät - Google Patents

Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases sowie Anästhesiebeatmungsgerät Download PDF

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Abstract

Vorgeschlagen wird eine Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases mit einer Infrarot-Strahlungsquelle, einer Gasküvette einem Fabry-Perot-Interferometer, mit einer Bandpassfilterfunktion, welche hinsichtlich ihrer zentralen Transmissionswellenlänge in Abhängigkeit eines Steuersignals durchstimmbar ist einem Detektor zur Bereitstellung eines Messsignals sowie ferner einer Rechen- und Steuereinheit zur Bereitstellung des Steuersignals und ferner zur Erfassung des Messsignals. Die Rechen- und Steuereinheit ist ausgebildet, in einem ersten Betriebszustand mittels des Steuersignals das Fabry-Perot-Interferometer derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge einen vorgegebenen Wellenlängenbereich überstreicht, sowie ferner auf Basis des Messsignals für jeweilige, potentielle Anästhesiegastypen ein jeweiliges Vorhandensein in der Beatmungsgasprobe zu detektieren. In einem zweiten Betriebszustand steuert die Steuereinheit die zentrale Transmissionswellenlänge innerhalb eines Unterbereiches des vorgegebenen Wellenlängenbereiches und bestimmt für detektierte Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu nacheinander folgenden Zeitpunkten.

Description

  • Im Zuge einer Anästhesie eines Patienten ist es für einen Anästhesisten eine essenzielle Information, welche Anästhesiegaskomponenten bzw. Anästhesiegastypen zu welchem jeweiligen Konzentrationsanteil in dem Anästhesiebeatmungsgas enthalten sind, welches dem Patienten zugeführt wird bzw. welches er ausatmet. Beispiele für Anästhesiegastypen sind z. B. Flurane wie Desfluran, Isofluran oder Sevofluran.
  • Eine Bestimmung jeweiliger Konzentrationen jeweiliger Anästhesiegastypen erfolgt hierbei nach dem Stand der Technik optisch anhand einer Bestimmung einer Absorption von optischer Strahlung bestimmter Wellenlängen.
  • Ziel ist eine selektive Bestimmung der einzelnen Anteile bzw. deren Konzentrationen in einem Anästhesiebeatmungsgas, welches ein Gasgemisch darstellt. Vorrichtungen für eine solche Gasanalyse sind mitunter nach dem Stand der Technik in ihrer Ausführung komplex oder aufwendig in der Herstellung.
  • Aus der DE 101 40 998 C2 ist eine Vorrichtung zur Identifikation und zur Konzentrationsbestimmung für unterschiedliche Gasanteilen in einem Anästhesiebeatmungsgas bekannt, bei welcher Strahlungsanteile unterschiedlicher Wellenlängen auf jeweilige unterschiedliche Detektoren durch eine Gasküvette hinweg transmittiert werden und wobei ferner für eine jede jeweilige Wellenlänge ein jeweiliger Detektor und ein jeweiliges dem Detektor zugeordnetes Filter verwendet wird. Es muss also eine sogenannte Filterbank aufgebaut werden, um in dem Anästhesiebeatmungsgas an unterschiedlichen Wellenlängen jeweilige Absorptionen zu messen. Eine solche Filterbank ist mitunter in der Weise komplex, dass der entsprechende Aufbau ein gewisses Mindestvolumen benötigt.
  • Die Ausbildung der genannten Filterbank kann auch als eine Anordnung mit mehreren pneumatisch in Reihe geschalteten Teilküvetten mit einem Mehrkanaldetektor angesehen werden, wobei die sich addierenden Küvettenvolumina das Mindestvolumen bestimmen. Dieses Mindestvolumen erlaubt bei sprunghaften Konzentrationsänderungen der Gasanteile möglicherweise nur eine ungenaue Konzentrationsbestimmung, da die entsprechende damit verbundene pneumatische Zeitkonstante relativ groß werden kann.
  • Weitere Analysatoren zur Absorptionsanalyse nutzen z. B. ein Filterrad vor einem Detektor, welches gemäß einer jeweiligen Stellung eine jeweilige Wellenlänge herausfiltert, wobei das Filterrad dann zur Veränderung der auf den Detektor treffenden Wellenlänge gedreht werden muss. Hierdurch lässt sich also eine Veränderung der Wellenlänge aus Sicht des Detektors, im Sinne eines Sweeps, über einen bestimmten Wellenlängenbereich realisieren. Nachteil ist hierbei jedoch, dass das Filterrad einem gewissen Verschleiß unterliegt.
  • Das prinzipiell aus dem Stand der Technik bekannte Messverfahren zur Bestimmung einer Konzentration einer einzelnen Gaskomponente als Teil eines Gasgemischs auf Basis wenigstens zweier Wellenlängen wird nun zum besseren Verständnis des Lesers zunächst prinzipiell erläutert. Zur Messung einer Konzentration einer einzelnen Gaskomponente wird ein optisches Signal, vorzugsweise Infrarotstrahlung, wenigstens einer ersten Wellenlänge und wenigstens einer weiteren Wellenlänge in ein auf die Gaskomponente zu überwachendes Volumen bzw. eine zu überwachende Gasküvette ausgestrahlt.
  • Die erste Wellenlänge wird derart gewählt, dass Strahlung dieser ersten Wellenlänge durch die Gaskomponente, deren Konzentration bestimmt werden soll, absorbiert wird. Eine solche Absorption kann durch das Lambert-Beersche Gesetz beschrieben werden. Mittels eines hinter der Gasküvette befindlichen Detektors wird dann eine empfangene Intensität der Strahlung der ersten Wellenlänge detektiert. Unter Kenntnis der Intensität der an dem Strahler an der ersten Wellenlänge transmittierten Intensität sowie der am Detektor gemessenen Intensität kann dann auf ein Maß für die Absorption der Strahlung der ersten Wellenlänge geschlossen werden. Die erste Wellenlänge wird auch die Messwellenlänge genannt.
  • Da die Strahlung der ersten Wellenlänge jedoch möglicherweise nicht nur durch die Gaskomponente selber absorbiert wird, sondern beispielsweise auch durch andere Effekte wie eine Verdreckung des Detektors, in dem Gasgemisch vorhandener Luftfeuchte bzw. Kondensat oder anderer Effekte wie z. B. einer Alterung der Strahlungsquelle, wird ferner die weitere Wellenlänge so gewählt, dass die Strahlung der weiteren Wellenlänge nicht durch die Gaskomponente aber dennoch aufgrund der anderen Effekte absorbiert wird. Diese weitere Wellenlänge wird auch die Referenzwellenlänge genannt. Mittels eines weiteren, hinter der Gasküvette befindlichen Detektors kann dann auch für die Strahlung der weiteren Wellenlänge eine empfangene Intensität detektiert werden.
  • Mittels der gemessenen bzw. detektierten Intensitäten der beiden unterschiedlichen Wellenlängen lässt sich dann auf ein Maß für eine Absorption durch die Gaskomponente in dem Gasgemisch schließen. Unter Berücksichtigung des Lambert-Beerschen-Gesetzes kann dann von der Absorption auf eine Konzentration der Gaskomponente in dem Gasgemisch bei gleichzeitiger Kompensation der anderen oben genannten Effekte geschlossen werden.
  • Das hier aus dem Stand der Technik beschriebene Messprinzip lässt sich dann anwenden, wenn an einer ersten Wellenlänge eine Absorption durch nur eine bestimmte Gaskomponente bzw. einen Anästhesiegastyp zu erwarten ist. Da es jedoch vorkommen kann, dass in dem Gasgemisch bzw. dem Anästhesiebeatmungsgas mehrere Gaskomponenten bzw. mehrere Anästhesiegastypen vorhanden sein können, kann an der ersten Wellenlänge eine Absorption durch einen ersten Anästhesiegastypen sowie durch einen zweiten Anästhesiegastypen vorkommen. Für eine eindeutige Bestimmung einer ersten Konzentration des ersten Anästhesiegastyps und einer zweiten Konzentration des zweiten Anästhesiegastyps ist es dann erforderlich, nicht nur an einer ersten Wellenlänge eine Absorption zu bestimmen, sondern beispielsweise an drei unterschiedlichen Messwellenlängen innerhalb eines Wellenlängenbereiches. Die zuvor genannte weitere Referenzwellenlänge muss dann ebenfalls für eine Absorptionsmessung verwendet werden, da die genannten Effekte auch bei einer solchen Messung kompensiert werden sollen.
  • Auf Basis solcher vier Wellenlängen zur jeweiligen Absorptionsmessung kann dann sowohl die erste Konzentration des ersten Anästhesiegastyps als auch die zweite Konzentration des zweiten Anästhesiegastyps bestimmt werden.
  • Es zeigt 1 beispielhaft Absorptionskoeffizienten in einem Wertebereich zwischen 0 und 1 für Wellenlängen im μm Bereich bei Vorhandensein des beispielhaften Anästhesiegastyps Halothan oder des beispielhaften Anästhesiegastyps Enfluran. Die jeweiligen Absorptionskurven KV1 für Enfluran sowie KV2 für Halothan können für einen bestimmten Aufbau einer Gasküvette und einen beispielhaften Partialdruck, in diesem Fall 50 mbar Partialdruck, sowie einer bestimmten Temperatur während einer zuvor durchzuführenden Referenzmessung aufgenommen werden und in einem Datensatz erfasst werden. Beispielhaft sind hier drei Wellenlängen λ1, λ2, λ3 eingetragen, welche sich für eine kombinierte Messung von Halothan und Enfluran eignen können. Ferner ist die Referenzwellenlänge λR mit 10,5 μm eingetragen, da an dieser Wellenlänge λR im Wesentlichen keine Absorption durch Halothan oder Enfluran erfolgt.
  • 2 zeigt weitere beispielhafte Absorptionskurven KV3, KV4, KV5, welche bei einem jeweiligen Partialdruck von 50 mbar für die jeweiligen Flurane Desfluran (Kurve K4), Isofluran (Kurve K5) oder Sevofluran (Kurve K3) in einer Gasküvette im Rahmen einer Referenzmessung bzw. Beispielmessung aufgenommen wurden.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases und zur Messung von Konzentrationen unterschiedlicher Anästhesiegastypen bereitzustellen, welche eine Messung jeweiliger Konzentrationen jeweiliger Arten von Anästhesiegastypen in einem Anästhesiebeatmungsgas erlaubt.
  • Die erfindungsgemäße Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung nach dem Patentanspruch 1 sowie ein Anästhesiebeatmungsgerät nach dem Anspruch 15 als auch einem Anästhesiebeatmungsgerät mit einer Rechen- und Steuereinheit zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases nach dem Patentanspruch 16.
  • Vorgeschlagen wird eine Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases, aufweisend wenigstens eine Infrarot-Strahlungsquelle zur Emission einer Infrarotstrahlung entlang einer Messstrecke, wenigstens eine in der Messtrecke angeordnete Gasküvette zu einer Aufnahme einer Beatmungsgasprobe des Anästhesiebeatmungsgases, ein in der Messstrecke angeordnetes Fabry-Perot-Interferometer mit einer Bandpassfilterfunktion, welche hinsichtlich ihrer zentralen Transmissionswellenlänge in Abhängigkeit eines Steuersignals durchstimmbar ist, wenigstens einen an einem Ende der Messstrecke angeordneten Detektor zur Bereitstellung eines Messsignals, welches eine durch die Gasküvette und durch die Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers hindurch transmittierte Intensität der Infrarotstrahlung indiziert, sowie ferner wenigstens eine Rechen- und Steuereinheit zur Bereitstellung des Steuersignals und ferner zur Erfassung des Messsignals. Ferner ist die Rechen- und Steuereinheit dazu ausgebildet, in einem ersten Betriebszustand mittels des Steuersignals das Fabry-Perot-Interferometer derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge einen vorgegebenen Wellenlängenbereich überstreicht, sowie ferner auf Basis des Messsignals für jeweilige, potentielle Anästhesiegastypen ein jeweiliges Vorhandensein in der Beatmungsgasprobe zu detektieren. Die Rechen- und Steuereinheit ist ferner ausgebildet, in einem zweiten Betriebszustand mittels des Steuersignals das Fabry-Perot-Interferometer derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge einer bevorzugten Wellenlänge oder mehrerer bevorzugten Wellenlängen innerhalb eines Unterbereiches des vorgegebenen Wellenlängenbereiches entspricht, wobei die Rechen- und Steuereinheit den Unterbereich in Abhängigkeit von den Anästhesiegastypen wählt, welche in dem ersten Betriebszustand als vorhanden detektiert wurden, und ferner auf Basis des Messsignals für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu nacheinander folgenden Zeitpunkten zu bestimmen.
  • Die vorteilhafte Wirkungsweise der Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases wird nun genauer erläutert.
  • Im Rahmen einer Anästhesiebeatmung eines Patienten können während unterschiedlicher Anästhesiephasen unterschiedliche, einzelne Anästhesiegastypen oder unterschiedliche Kombinationen von Anästhesiegastypen vorkommen. Ein Anästhesist kann z. B. für eine sogenannte Einleitungsphase einen ersten Anästhesiegastypen wählen und dann später auf einen anderen Anästhesiegastypen wechseln. Während des Wechsels kann eine Phase vorkommen, während welcher dann beide Anästhesiegastypen vorkommen können. Daher hat die Anästhesiegasmessvorrichtung nicht unbedingt Kenntnis, welche Arten von Anästhesiegastypen in dem Anästhesiebeatmungsgas vorhanden sind, da dies der Wahl des Anästhesisten obliegt bzw. von der Phase der Anästhesiebeatmung abhängt. Üblicherweise ist im Rahmen einer Anästhesiebeatmung eines Patienten je nach Phase dieser Anästhesiebeatmung ein Auftreten von keinem Anästhesiegastyp, ein Auftreten eines einzelnen Anästhesiegastyps oder aber ein Auftreten einer Kombination zweier Anästhesiegastypen zu erwarten. Daher müssen verschiedene Zweier-Kombinationen von Anästhesiegastypen hinsichtlich ihrer jeweiligen Konzentration gemessen werden können. Soll also eine Anästhesiegasmessvorrichtung eine Konzentrationsmessung für unterschiedliche Kombinationen der fünf in 1 und 2 gezeigten Anästhesiegastypen vornehmen können, so ist es mitunter nicht ausreichend, die Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 aus der 1 für eine Absorptionsmessung hinsichtlich der dort gezeigten zwei Anästhesiegastypen fest stehen zu lassen, da diese Messwellenlängen beispielsweise für eine Messung einer oder mehrerer Anästhesiegastypen aus der 2 ungeeignet sein könnten. Insbesondere die Wellenlänge λ2, welche auch in 2 eingezeichnet ist, würde durch Desfluran besonders stark absorbiert werden, sodass eine Messgenauigkeit stark reduziert sein könnte. Daher kann es für eine Konzentrationsmessung mittels Absorptionsmessung bei potentiellem Vorhandensein unterschiedlicher Anästhesiegastypen notwendig sein, einen Wellenlängenbereich von z. B. 7 μm bis 11 μm abzuscannen und aus diesen abgescannten Wellenlängen dann bestimmte jeweilige Tupel mit drei bestimmten Messwellenlängen herauszugreifen, welche für eine jeweilige bestimmte Kombinationen von Anästhesiegastypen hinsichtlich einer Absorptionsmessung vorteilhaft sind. Ein Abscannen bzw. Überstreichen unterschiedlicher Tupel bzw. Kombinationen von Messwellenlängen erfolgt erfindungsgemäß in dem ersten Betriebszustand durch das Überstreichen der zentralen Transmissionswellenlänge der Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers über den vorgegebenen Wellenlängenbereich.
  • Ferner ist es im Rahmen einer Anästhesiesituation für einen Anästhesisten nicht nur notwendig, jeweilige Konzentrationen jeweiliger unterschiedlicher Anästhesiegastypen in dem Anästhesiebeatmungsgas an sich zu kennen. Dem Anästhesisten sollen mitunter auch die jeweiligen Konzentrationen mit einer möglichst hohen zeitlichen Auflösung dargeboten werden, da der Anästhesist möglicherweise aus einem genauen zeitlichen Verlauf einer oder mehrerer Konzentrationen Rückschlüsse auf den Zustand des Patienten ziehen könnte. Derartiges ist beispielsweise durch eine Darstellung von sogenannten Kapnogrammen im Rahmen einer Beatmung bekannt, bei welchen ein Kohlendioxidgehalt des Atemgases mit hoher zeitlicher Auflösung für den Anästhesisten dargestellt wird, sodass während eines einzelnen Atemzuges der Anästhesist einen sehr genauen Verlauf des Kohlendioxidgehaltes zeitlich dargestellt bekommt.
  • Dadurch, dass die Vorrichtung in dem ersten Betriebszustand einen vorgegebenen Wellenlängenbereich überstreicht, kann ein solcher Wellenlängenbereich geeignet sein, um unterschiedliche jeweilige potentielle Anästhesiegastypen an sich zu detektieren. Wie bereits zuvor unter Bezug auf 1 und 2 erwähnt, müssen eine oder mehrere Messwellenlängen über einen größeren Spektralbereich bzw. Wellenlängenbereich variiert werden, um sicher ein Vorhandensein unterschiedlicher Anästhesiegastypen detektieren zu können. Während mittels eines solchen Überstreichens der zentralen Transmissionswellenlänge über den vorgegebenen Wellenlängenbereich, beispielsweise von 7 bis 11 μm, zwar prinzipiell eine Messung an unterschiedlichsten Wellenlängen in diesem Bereich zwischen 7 und 11 μm möglich ist, um für die unterschiedlichen Anästhesiegastypen passende Absorptionsmesswerte an vorteilhaften Wellenlängen aufzunehmen, birgt dies doch einen Nachteil: Erst nach einem abermaligen Überstreichen des vorgegebenen Wellenlängenbereiches können neue Absorptionsmesswerte aufgenommen werden um dann neue Konzentrationswerte zu bestimmen. Ist also das Überstreichen des vorgegebenen Wellenlängenbereiches in dem ersten Betriebszustand von einer bestimmten zeitlichen Mindestdauer, so kann erst nach Ablauf dieser Mindestdauer eine Aufnahme neuer Messwerte an unterschiedlichen Wellenlängen zur Bestimmung neuer Konzentrationswerte für die jeweilige Anästhesiegastypen vorgenommen werden. Somit bestimmt diese Mindestdauer des Überstreichens des vorgegebenen Wellenlängenbereiches die zeitliche Auflösung der Aufnahme der Konzentrationswerte der Anästhesiegastypen während des ersten Betriebszustandes.
  • Dadurch, dass die Vorrichtung bzw. die Rechen- und Steuereinheit in dem zweiten Betriebszustand mittels des Steuersignals die zentrale Transmissionswellenlänge der Bandpassfilterfunktion lediglich so variiert, dass die Transmissionswellenlänge einer bevorzugten Wellenlänge oder mehrerer bevorzugten Wellenlängen innerhalb eines Unterbereiches des vorgegebenen Wellenlängenbereiches entspricht, kann eine Variation der Messwellenlänge in dem Unterbereich innerhalb einer zeitlichen Dauer erfolgen, welche kleiner als die Mindestdauer zum Überstreichen des vorgegebenen Wellenlängenbereiches während des ersten Betriebszustandes ist. Der Unterbereich ist nämlich kleiner als der vorgegebene Wellenlängenbereich. Die Rechen- und Steuereinheit wählt hierbei den Unterbereich für die zentrale Transmissionswellenlänge in Abhängigkeit jener Anästhesiegastypen, deren Vorhandensein in dem ersten Betriebszustand detektiert wurde. Es wird also auf intelligente Weise der Unterbereich so gewählt, dass eine Messung nur in einem solchen Unterbereich erfolgt, welcher für eine Konzentrationsmessung der in dem ersten Betriebszustand tatsächlich detektierten Anästhesiegastypen überhaupt notwendig ist. Hierdurch können also dann die nacheinander folgenden Zeitpunkte, zu welchen in dem zweiten Betriebszustand auf Basis des Messsignals für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte bestimmt werden, mit einer höheren zeitlichen Auflösung gewählt werden, als dies der Fall wäre, wenn eine Konzentrationswertmessung immer in der Art erfolgen würde, dass, wie in dem ersten Betriebszustand erfolgend, der gesamte vorgegebene Wellenlängenbereich mit der entsprechenden zeitlichen Mindestdauer überstrichen werden würde.
  • Mit anderen Worten: in dem ersten Betriebszustand ist eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer ersten zeitlichen Auflösung möglich, wohingegen in dem zweiten Betriebszustand eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer zweiten zeitlichen Auflösung möglich ist, wobei die zweite zeitliche Auflösung höher als die erste zeitliche Auflösung ist.
  • Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche und werden in der folgenden Beschreibung unter teilweiser Bezugnahme auf die Figuren näher erläutert. Vorzugsweise wird die zentrale Transmissionswellenlänge in dem zweiten Betriebszustand auf den gewählten Unterbereich begrenzt.
  • Die Rechen- und Steuereinheit wählt also vorzugsweise den Unterbereich in Abhängigkeit von entweder einem als vorhanden detektierten Anästhesiegastyp oder aber, wenn mehrere Anästhesiegastypen detektiert wurden, in Abhängigkeit der mehreren als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen.
  • Ebenso erfolgt vorzugsweise die Bestimmung jeweiliger mehrerer Konzentrationswerte nur jeweils für solche Anästhesiegastypen, für die auch tatsächlich ein Vorhandensein in dem ersten Betriebszustand detektiert wurde.
  • Der für den ersten Betriebszustand vorgegebene Wellenlängenbereich liegt vorzugsweise innerhalb eines Wellenlängenintervalls von 7 bis 11 μm, wobei der vorgegebene Wellenlängenbereich nicht das Wellenlängenintervall voll abdecken muss. Dies bedeutet, dass nicht der gesamte Wellenlängenbereich von 7 bis 11 μm durch den vorgegebenen Wellenlängenbereich abgedeckt sein muss, es genügt, dass der vorgegebene Wellenlängenbereich zwischen diesen Grenzen von 7 und 11 μm liegt.
  • Vorzugsweise wählt die Rechen- und Steuereinheit die eine bevorzugte Wellenlänge oder die mehreren bevorzugten Wellenlängen in Abhängigkeit der als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen. Hierdurch wird es möglich, die tatsächlich zur Messung verwendeten bevorzugten Wellenlängen bzw. die bevorzugte Wellenlänge auf das Detektionsergebnis aus dem ersten Betriebszustand abzustimmen. Wurde beispielsweise in dem ersten Betriebszustand nur ein einziger Anästhesiegastyp detektiert, so kann eine Messung an einer einzelnen bevorzugten Messwellenlänge in dem zweiten Betriebszustand ausreichen. Für die Referenzwellenlänge kann hierbei ein Messergebnis aus dem ersten Betriebszustand verwendet werden. Wurden in dem ersten Betriebszustand zwei Anästhesiegastypen detektiert, so können vorzugsweise drei bevorzugten Messwellenlängen in dem zweiten Betriebszustand verwendet werden. Für die Referenzwellenlänge kann hierbei ein Messergebnis aus dem ersten Betriebszustand verwendet werden, da die zu kompensierenden Effekt nur einer relativ langsamen zeitlichen Änderung unterliegen.
  • Vorzugsweise sind wenigstens einige der Anästhesiegastypen Flurane.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass der vorgegebene Wellenlängenbereich, welchen die zentrale Transmissionswellenlänge in dem ersten Betriebszustand überstreicht, zumindest einen Teilbereich von 8 μm bis 9 μm aufweist. Dieser Teilbereich ist vorteilhaft, da zwischen 8 μm und 9 μm wesentliche Absorptionseffekte durch häufig genutzte Anästhesiegastypen zu erwarten sind.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Rechen- und Steuereinheit eine bevorzugte Wellenlänge oder die mehreren bevorzugten Wellenlängen in Abhängigkeit eines Datensatzes wählt, welcher für jeweilige Kombinationen von Anästhesiegastypen jeweilige Wellenlängenkombinationen oder jeweilige Unterbereiche indiziert. Dieses ist vorteilhaft, da in dem zweiten Betriebszustand die in dem Datensatz indizierten jeweiligen Wellenlängenkombinationen oder jeweiligen Unterbereiche in Abhängigkeit jeweiliger als vorhanden detektierter Anästhesiegastypen in automatisierter Weise gewählt werden können.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Rechen- und Steuereinheit eine bevorzugte Wellenlänge oder die mehreren bevorzugten Wellenlängen so wählt, dass ein als vorhanden detektierter Anästhesiegastyp an wenigstens einer der bevorzugten Wellenlängen ein vorgegebenes Mindestmaß einer Leistungsabsorption der Infrarotstrahlung aufweist. Dieses ist vorteilhaft, da nur bei einem Mindestmaß einer Leistungsabsorption an einer bevorzugten Wellenlänge auch eine mindeste Absorption gemessen werden kann.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass das Fabry-Perot-Interferometer mehrere Bandpassfilterfunktionen unterschiedlicher Ordnung aufweist, sowie dass die Bandpassfilterfunktion eine erste Bandpassfilterfunktion von einer Ordnung erster Art mit der zentralen Transmissionswellenlänge als eine erste zentrale Transmissionswellenlänge ist, dass eine weitere Bandpassfilterfunktion eine zweite Bandpassfilterfunktion von einer Ordnung zweiter Art mit einer zweiten zentralen Transmissionswellenlänge ist, dass der Detektor ein erster Detektor ist, welcher zur Bereitstellung eines ersten Messsignals ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette und durch die erste Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers hindurch transmittierte erste Intensität der Infrarotstrahlung indiziert, und dass die Vorrichtung ferner einen an dem Ende der Messstrecke angeordneten zweiten Detektor aufweist, welcher zur Bereitstellung eines zweiten Messsignals ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette und durch die zweite Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers hindurch transmittierte zweite Intensität der Infrarotstrahlung indiziert. Ferner ist die Rechen- und Steuereinheit ausgebildet, in dem zweiten Betriebszustand mittels des Steuersignals das Fabry-Perot-Interferometer derart anzusteuern, dass die zweite zentrale Transmissionswellenlänge zumindest zeitweise einer weiteren bevorzugten Wellenlängen zwischen 4 μm und 5 μm entspricht und auf Basis des zweiten Messsignals für Kohlendioxid mehrere Konzentrationswerte zu mehreren aufeinander folgenden Zeitpunkten zu bestimmen. Diese Ausgestaltung der Erfindung ist vorteilhaft, da einerseits mittels der ersten Bandpassfilterfunktion der Ordnung erster Art und mittels des ersten Detektors an den bevorzugten Wellenlängen für eine Anästhesiegasmessung in einem ersten Wellenlängenbereich, z. B. oberhalb von 7 μm, genutzt werden kann, und da andererseits mittels der zweiten Bandpassfilterfunktion der Ordnung zweiter Art und mittels des zweiten Detektors in einem Wellenlängenbereich zwischen 4 und 5 μm für eine Messung von Konzentrationswerten für Kohlendioxid genutzt werden kann. Hierbei ist es nicht erforderlich, ein separates, festes optisches Filter mit einer festen, schmalbandigen Transmissionswellenlänge für die Messung der Kohlendioxidkonzentration vorzusehen, sondern es kann die zweite Bandpassfilterfunktion der Ordnung zweiter Art des Fabry-Perot-Interferometers für diese Kohlendioxidmessung genutzt werden. Eine solche Messung von Kohlendioxid ist dann auch für zumindest einige Zeitpunkte während des ersten Betriebszustandes möglich.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass sie ferner wenigstens ein festes optisches Filter aufweist, welches eine feste Bandpassfilterfunktion mit einer festen zentralen Transmissionswellenlänge zwischen 4 μm und 5 μm besitzt, wobei der Detektor ein erster Detektor ist, welcher zur Bereitstellung eines ersten Messsignals ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette und durch die Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers hindurch transmittierte erste Intensität der Infrarotstrahlung indiziert, wobei die Vorrichtung ferner einen an dem Ende der Messstrecke angeordneten zweiten Detektor aufweist, welcher zur Bereitstellung eines zweiten Messsignals ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette und durch die feste Bandpassfilterfunktion des festen optischen Filters hindurch transmittierte zweite Intensität der Infrarotstrahlung indiziert. Die Rechen- und Steuereinheit ist hierbei so ausgebildet, dass wenigstens in dem zweiten Betriebszustand ferner auf Basis des zweiten Messsignals für Kohlendioxid mehrere Konzentrationswerte zu mehreren aufeinander folgenden Zeitpunkten bestimmt werden. Diese Ausgestaltung der Vorrichtung ist vorteilhaft, da parallel zu der Anästhesiegasmessung mittels des Fabry-Perot-Interferometers gleichzeitig mittels des festen optischen Filters eine Kohlendioxidkonzentrationsmessung vorgenommen werden kann.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Vorrichtung ferner eine Datenschnittstelle aufweist, wobei die Rechen- und Steuereinheit ausgebildet ist, die Konzentrationswerte an der Datenschnittstelle bereitzustellen. Diese Ausgestaltung ist vorteilhaft, da hierdurch die Konzentrationswerte in Form eines Datensignals an weitere Vorrichtungen bereitgestellt werden können.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Vorrichtung ferner einen Gasanschluss für eine Zufuhr der Beatmungsgasprobe des Anästhesiebeatmungsgases aufweist. Diese Ausgestaltung ist vorteilhaft, da die Vorrichtung hierdurch beispielsweise an eine Messgasleitung eines Anästhesiebeatmungsgerätes angeschlossen werden kann.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass der Gasanschluss für einen Anschluss an einem Y-Stück eines Beatmungsschlauchs ausgebildet ist. Diese Ausgestaltung ist vorteilhaft, da hierbei eine Messung in der Nähe des Y-Stücks möglich ist, sodass eine Messgenauigkeit bezogen auf ein Exspirationsgas eines Patienten erhöht wird.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Rechen- und Steuereinheit ausgebildet ist, spätestens nach Ablauf einer maximalen Zeitdauer des zweiten Betriebszustandes von dem zweiten Betriebszustand zurück in den ersten Betriebszustand zu wechseln. Diese Ausgestaltung ist vorteilhaft, da nach Ablauf der Mindestzeitdauer wieder in den ersten Betriebszustand zurück gewechselt wird, um eine möglicherweise veränderte Zusammensetzung des Anästhesiebeatmungsgases durch unterschiedliche Anästhesiegastypen zu detektieren.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Rechen- und Steuereinheit ausgebildet ist, Eingabedaten einer Eingabeeinheit entgegenzunehmen und ferner die maximale Zeitdauer des zweiten Betriebszustandes in Abhängigkeit der Eingabedaten zu wählen. Diese Ausgestaltung ist vorteilhaft, da ein Anästhesist selber durch Vorgabe der Eingabedaten bestimmen kann, wie oft eine Überprüfung der Zusammensetzung des Anästhesiebeatmungsgases aus unterschiedlichen Anästhesiegastypen durch die Vorrichtung in dem ersten Betriebszustand vorgenommen wird. Möglicherweise befindet sich der Patient in einer Anästhesiephase der Anästhesiebeatmung, in welcher der Anästhesist keine Änderung bzw. keine wesentliche Änderung der Zusammensetzung des Anästhesiebeatmungsgases erwartet. Somit kann er dann durch entsprechende Eingaben die Zeitdauer des zweiten Betriebszustandes erhöhen, um nicht zu häufig in den ersten Betriebszustand zu wechseln, in welchem die zeitliche Auflösung der Konzentrationswertbestimmung geringer ist als in dem zweiten Betriebszustand.
  • Vorzugsweise ist die Vorrichtung derart ausgestaltet, dass die Rechen- und Steuereinheit ausgebildet ist, in dem zweiten Betriebszustand mittels eines weiteren Steuersignals die Infrarot-Strahlungsquelle in Ihrer Amplitude gemäß einer Modulationsfrequenz zu modulieren, wobei die Rechen- und Steuereinheit die Modulationsfrequenz in Abhängigkeit der als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen aus dem ersten Betriebszustand wählt. Diese Ausgestaltung ist vorteilhaft, da mittels einer Amplitudenmodulation der Infrarotstrahlungsquelle und einer Lock-In-Auswertung des Messsignals mittels eines Lock-In-Verstärkers auf der Detektorseite Störeffekte durch Gleichsignalanteile reduziert werden können. Erfolgt eine Amplitudenmodulation der Infrarotstrahlungsquelle mit einer bestimmten Modulationsfrequenz, so muss diese Modulationsfrequenz hoch genug gewählt werden, dass bei einer bestimmten Messwellenlänge bzw. zentralen Wellenlänge der Bandpassfilterfunktion eine Mindestzahl an Signalperioden auf den Detektor trifft; wird die zentrale Transmissionswellenlänge zeitlich geändert, wie es in dem ersten Betriebszustand durch das Überstreichen des vorgegebenen Wellenlängenbereiches erfolgt, so entspricht dies einer Frequenzänderung bzw. Frequenzmodulation der zentralen Wellenlänge. Je höher die zeitliche Änderung der zentralen Wellenlänge ist, desto höher ist die dazugehörige Frequenzmodulation und umso höher muss die Frequenz der Amplitudenmodulation der Infrarot-Strahlungsquelle erfolgen. Es kann zum Beispiel in dem Fall, dass nur ein einzelner Anästhesiegastyp in dem ersten Betriebszustand detektiert wurde, eine Messung nur auf einer einzelnen Messwellenlänge notwendig sein, bei welcher dann die Modulationsfrequenz der Amplitudenmodulation geringer gewählt werden kann, als wenn die zentrale Transmissionswellenlänge zum Abtasten dreier Wellenlängen zeitlich stark geändert wird, was eine höhere Modulationsfrequenz zur Amplitudenmodulation des Strahlers erfordern würde. Je niedriger die Modulationsfrequenz für die Amplitudenmodulation ist, desto größer wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des detektierten bzw. empfangenen Signals am Detektor. Ist also für nur einen detektierten Anästhesiegastyp nur eine Messwellenlänge bzw. nur eine zentrale Transmissionswellenlänge notwendig, so kann dann die Modulationsfrequenz für die Amplitudenmodulation geringer gewählt werden als bei der Notwendigkeit einer zeitlichen Änderung der zentralen Transmissionswellenlänge zur Messung an unterschiedlichen Messwellenlängen für mehrere Anästhesiegastypen.
  • Vorgeschlagen wird ferner ein Anästhesiebeatmungsgerät mit einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases.
  • Ferner wird vorgeschlagen ein Anästhesiebeatmungsgerät mit einer Rechen- und Steuereinheit zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases, wobei die Rechen- und Steuereinheit zu einer Bereitstellung eines Steuersignals und ferner zu einer Erfassung eines Messsignals ausgebildet ist, wobei die Rechen- und Steuereinheit ferner ausgebildet ist, in einem ersten Betriebszustand mittels des Steuersignals ein Fabry-Perot-Interferometer derart anzusteuern, dass eine zentrale Transmissionswellenlänge einer Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers einen vorgegebenen Wellenlängenbereich überstreicht, sowie ferner auf Basis des Messsignals für jeweilige, potentielle Anästhesiegastypen ein jeweiliges Vorhandensein in der Beatmungsgasprobe zu detektieren. Ferner ist die Rechen- und Steuereinheit ausgebildet, in einem zweiten Betriebszustand mittels des Steuersignals das Fabry-Perot-Interferometer derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge einer bevorzugten Wellenlänge oder mehrerer bevorzugten Wellenlängen innerhalb eines Unterbereiches des vorgegebenen Wellenlängenbereichs entspricht, wobei die Rechen- und Steuereinheit den Unterbereich in Abhängigkeit von als vorhanden detektierter Anästhesiegastypen wählt, und auf Basis des Messsignals für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu mehreren aufeinander folgenden Zeitpunkten bestimmt.
  • Im Folgenden wird die Erfindung anhand spezieller Ausführungsformen ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand der Figuren näher erläutert. Dabei zeigen:
  • 1, 2 beispielhafte Absorptionsspektren für beispielhafte Anästhesiegastypen,
  • 3 Absorptionskurven für Kohlendioxid und Distickstoffmonoxid,
  • 4 eine erste bevorzugte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
  • 5 eine weitere bevorzugte Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
  • 6 Teilschritte eines erfindungsgemäßen Bestimmungsschrittes,
  • 7 beispielhafte Bandpassfilterfunktionen eines Fabry-Perot-Interferometers,
  • 8 einen Datensatz zur Zuweisung von Absorptionswerten zu Konzentrationswerten,
  • 9 einen Datensatz, welcher für jeweilige Kombinationen von Anästhesiegastypen jeweilige bevorzugte Wellenlängenkombinationen indiziert,
  • 10a optionale Schritte für eine Kohlendioxidkonzentrationsbestimmung,
  • 10b einen optionalen Teilschritt im Zusammenhang mit einer Amplitudenmodulation der Infrarotstrahlungsquelle,
  • 10c eine Demodulation eines an einem Detektor empfangenen Signals mittels eines Lock-In-Verstärkers,
  • 11 mögliche Verläufe eines Steuersignals sowie eines Wellenlängenbereiches gemäß einer ersten Variante,
  • 12 mögliche Verläufe des Steuersignals und der zentralen Transmissionswellenlänge gemäß einer zweiten Variante,
  • 13 mögliche Verläufe des Steuersignals sowie mehrere zentralen Transmissionswellenlängen gemäß einer dritten Variante,
  • 14 mögliche Verläufe des Steuersignals sowie der mehreren zentralen Transmissionswellenlängen gemäß einer vierten Variante und
  • 15 eine Variation unterschiedlicher zentraler Transmissionswellenlängen unterschiedlicher Bandpassfilterfunktionen unterschiedlicher Ordnungen eines Fabry-Perot-Interferometers.
  • 4 zeigt eine bevorzugte Ausgestaltung AV1 der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases ABG.
  • Die Vorrichtung AV1 weist eine Infrarotstrahlungsquelle SQ zur Emission einer Infrarotstrahlung S entlang einer Messstrecke zwischen der Strahlungsquelle SQ und wenigstens einem Detektor D1 auf.
  • In der Messstrecke ist wenigstens eine Gasküvette GK angeordnet, welche zur Aufnahme einer Beatmungsgasprobe GP des Anästhesiebeatmungsgases ABG ausgebildet ist. Das Anästhesiebeatmungsgas ABG wird vorzugsweise über einen Gasanschluss GA von der Vorrichtung AV1 aufgenommen und zur Küvette GK hingeführt. In der Messstrecke befindet sich ferner ein Fabry-Perot-Interferometer FPI1, welches wenigstens eine Bandpassfilterfunktion aufweist.
  • Beispielhaft zeigt hierzu 7 eine Übertragungsfunktion FF1 eines Fabry-Perot-Interferometers FF1, welche mehrere Bandpassfilterfunktionen BP1, ..., BP5 unterschiedlicher Ordnungen mit einer variierenden Amplitude A über der Wellenlänge λ aufweist. Eine der Bandpassfilterfunktionen BP1 weist eine zentrale Transmissionswellenlänge TW auf, welche zu einer Mittenfrequenz der Bandpassfilterfunktion BP1 korrespondiert. Die Bandpassfilterfunktion BP1 ist vorzugsweise eine Bandpassfilterfunktion 2. Ordnung des Fabry-Perot-Interferometers.
  • Für ein Herausfiltern einer der Bandpassfilterfunktionen BP1, ..., BP5 des Fabry-Perot-Interferometers können zusätzliche feste Bandpassfilterfunktionen BPFF1, BPFF2 verwendet werden, welche zu entsprechenden weiteren festen Bandpassfiltern gehören, welche nicht Teil des Fabry-Perot-Interferometers sind. Auf diese weiteren festen Bandpassfilter wird später noch genauer eingegangen.
  • Gemäß der 4 ist an dem Ende der Messstrecke wenigstens ein Detektor D1 angeordnet, welcher ein Messsignal MS1 bereitstellt. Der Detektor D1 ist vorzugsweise ein optischer Detektor, insbesondere ein pyroelektrischer Detektor. Ein zusätzliches festes Bandpassfilter BPF1 befindet sich gemeinsam mit dem Fabry-Perot-Interferometer FPI1 in der Messstrecke zwischen dem Detektor D1 und der Strahlungsquelle SQ. Das zusätzliche Bandpassfilter BPF1 filtert mit seiner festen Bandpassfilterfunktion, siehe die Funktion BPFF1 aus 7, eine Bandpassfilterfunktion einer bestimmten Ordnung des Fabry-Perot-Interferometers FPI1, siehe Funktion BP1 aus 7, heraus. Das Fabry-Perot-Interferometer FPI1 und das feste Bandpassfilter BPF1 können auch als eine gemeinsame optische Vorrichtung OF1 ausgebildet sein.
  • Der Detektor D1 stellt ein solches Messsignal MS1 bereit, welches eine durch die Gasküvette GK und durch die Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers FPI1 hindurch transmittierte Intensität S1 der Infrarotstrahlung S indiziert. Mit anderen Worten: Das digitale Messsignal MSD1 indiziert eine durch die Gasküvette GK, durch die Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers FPI1 und durch die Bandpassfilterfunktion des festen Bandpassfilters BPF1 hindurch transmittierte Intensität S1 der Infrarotstrahlung S.
  • Die Vorrichtung AV1 weist ferner wenigstens eine Rechen- und Steuereinheit R zur Bereitstellung wenigstens eines Steuersignals ST sowie wenigstens zur Erfassung wenigstens des Messsignals MS1 auf.
  • Das Messsignal MS1 wird durch einen Analog/Digital-Wandler AD der Recheneinheit R in eine digitale Repräsentation bzw. ein digitales Messsignal MSD1 gewandelt. Somit kann also auch dieses digitale Signal MSD1 als das Messsignal des Detektors D1 angesehen werden.
  • Mittels eines Bestimmungsschrittes BS detektiert die Recheneinheit R in einem ersten Betriebszustand ein Vorhandensein jeweiliger, potentieller Anästhesiegastypen in der Beatmungsgasprobe GP und bestimmt ferner in einem zweiten Betriebszustand für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu nacheinander folgenden Zeitpunkten.
  • Die einzelnen Detailschritte des Stimmungsschrittes BS zur Durchführung des ersten Betriebszustand und des zweiten Betriebszustandes führt die Recheneinheit R unter Zuhilfenahme einer Speichereinheit ME durch, welche Zuweisungsdaten ZD enthält, auf die später noch genauer eingegangen wird.
  • Die jeweiligen mehreren Konzentrationswerte für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen werden dann als eine Menge an Konzentrationswerten bzw. als ein Datensatz an Konzentrationswerten KA durch die Recheneinheit R bereitgestellt, vorzugsweise an einer Datenschnittstelle DS1.
  • Die Vorrichtung AV1 lässt sich somit aufteilen in eine erste Teilvorrichtung AVI und eine zweite Teilvorrichtung AVII.
  • 6 zeigt detailliert Teilschritte des Bestimmungsschrittes BS aus der 4. Zunächst werden Teilschritte des ersten Betriebszustandes BZ1 beschrieben.
  • In einem Teilschritt BS1 werden gleichzeitig zwei Unterschritte BS11 sowie BS12 durchgeführt. In dem Unterschritt BS11 steuert die Rechen- und Steuereinheit mittels des Steuersignals ST aus der 4 das Fabry-Perot-Interferometer FPI1 derart an, dass die zentrale Transmissionswellenlänge der Bandpassfilterfunktion einen vorgegebenen Wellenlängenbereich überstreicht. Hierzu variiert im Rahmen des Schrittes BS11 die Rechen- und Steuereinheit das Steuersignal ST entsprechend. Vorzugsweise ist das Steuersignal ST eine Steuerspannung, worauf später noch genauer eingegangen wird.
  • In einem parallel ablaufenden Unterschritt BS12 erfasst die Rechen- und Steuereinheit R aus 4 das Messsignal MS1 des ersten Detektors D1.
  • In einem Teilschritt BS2 werden unterschiedliche Absorptionswerte A1, A2, A3 an unterschiedlichen Messwellenlängen sowie ein Absorptionswert AR an einer Referenzwellenlänge bestimmt.
  • Wird beispielsweise an einer Messwellenlänge λ1 gemessen, so wird in dem ersten Betriebszustand zu einem entsprechenden Messzeitpunkt eine Intensität des Messsignals MS1 als eine Empfangsintensität IRX(λ1) erfasst. Ist ferner eine Sendeintensität ITX(λ1), welche an dieser Wellenlänge λ1 von dem Strahler SQ der 1 ausgesendet wurde, bekannt, so kann eine Absorption A1 an dieser Wellenlänge λ1 gemäß A1 = IRX(λ1) / ITX(λ1) bestimmt werden.
  • Zu weiteren Messzeitpunkten kann dann an weiteren Messwellenlängen λ2, λ3 eine jeweilige entsprechende Absorption A2 bzw. A3 gemäß A2 = IRX(λ2) / ITX(λ2) A3 = IRX(λ3) / ITX(λ3) bestimmt werden.
  • Die Anzahl M der Messwellenlängen beträgt in diesem Beispiel M = 3 mit einem Index m = 1 ... M.
  • Ferner kann an einer Referenzwellenlänge λR, beispielsweise 10,5 μm, eine entsprechende Absorption AR gemäß AR = IRX(λR) / ITX(λR) bestimmt werden.
  • Die Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 können hierbei explizit zur Detektion einer bestimmten Kombination von Anästhesiegastypen ausgewählt sein.
  • Es wird nun im Detail erläutert, auf welche Weise bei einer bestimmten Wahl der Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 in einem Teilschritt BS3 der 6 auf ein jeweiliges Vorhandensein jeweiliger Anästhesiegastypen geschlossen werden kann.
  • Hierzu verwendet der Bestimmungsschritt BS3 einen Datensatz ZD, welcher eine Beziehung zwischen unterschiedlichen Absorptionswerten A1, A2, A3, AR unterschiedlicher Wellenlängen λ1, λ2, λ3, λR zu einer Gaskonzentration eines Anästhesiegastyps bzw. zu mehreren Gaskonzentrationen mehrerer Anästhesiegastypen indiziert.
  • Die 8 zeigt hierzu einen beispielhaften Zuweisungsdatensatz ZD, welcher Teildatensätze ZD1, ..., ZD10 aufweist. Ein jeder der Teildatensätze ZD1, ..., ZD10 indiziert für jeweilige Kombinationen von Absorptionswerten jeweilige Kombinationen von gemessenen Konzentrationen zweier Anästhesiegastypen.
  • Als erstes Beispiel wird nun der Teildatensatz ZD1 erläutert.
  • Der Teildatensatz ZD1 enthält unterschiedliche Einträge E1 bis EN mit dem jeweiligen Index n = 1 ... N. Hierbei ist beispielsweise der Eintrag E1 so zu verstehen, dass für einen bestimmten Konzentrationswert KG11 eines ersten Anästhesiegastyps und einen bestimmten Konzentrationswert KG2 eines zweiten Anästhesiegastyps eine Zuweisung zu bestimmten Absorptionswerten A11, A21, A31, AR1 entsprechender Wellenlängen λ1, λ2, λ3, λR hergestellt wird.
  • Sind beispielsweise die Absorptionswerte A1, A2, A3, AR aus dem Bestimmungsschritt BS2 der 6 zu den jeweiligen Absorptionswerten A11, A21, A31, AR1 des Eintrages E1 identisch, so kann dann darauf geschlossen werden, dass ein bestimmter erster Anästhesiegastyp mit einer bestimmten ersten Konzentration KG11 und ein bestimmter zweiter Anästhesiegastyp mit einer bestimmten zweiten Konzentration KG21 in dem Anästhesiebeatmungsgas bzw. der Beatmungsgasprobe vorhanden ist.
  • Für andere Kombinationen von Konzentrationswerten KG11, ..., KG1N für den ersten Anästhesiegastyp bzw. KG21, ..., KG2N für den zweiten Anästhesiegastyp sind weitere Kombinationen von Absorptionswerten an den unterschiedlichen Wellenlängen λ1, λ2, λ3, λR indiziert.
  • Mit anderen Worten: Liegen die gemessenen Absorptionswerte A1, A2, A3, AR vor, so kann anhand des Datensatzes ZD1 jener der Einträge E1, ..., EN bestimmt werden, welcher am ehesten zu diesen Absorptionswerten A1, A2, A3, AR korrespondiert. Dieser Vergleich kann z. B. durch Auffinden eines Minimums eines mittleren Abstandsmaßes zwischen den gemessenen Absorptionswerte A1, A2, A3, AR zu bestimmten Absorptionswerten im Datensatz ZD1 erreicht werden. Es wird also jener Eintrag mit dem Index n ermittelt, für welchen ein Abstandsmaß
    Figure DE102016009366A1_0002
    minimal ist.
  • Der Zuweisungsdatensatz ZD1 ist hierbei als eine Repräsentation von Kombinationen von Konzentrationswerten für eine bestimmte Kombination von bestimmten Anästhesiegastypen zu sehen.
  • Für eine andere Kombination anderer zweier bestimmter Anästhesiegastypen können entsprechende Einträge in einem weiteren Datensatz ZD2 abgelegt werden.
  • Sind beispielsweise fünf unterschiedliche Anästhesiegastypen zu detektieren, wobei angenommen werden kann, dass maximal zwei Anästhesiegastypen gleichzeitig auftreten, so würde es ausreichen, wenn der Zuweisungsdatensatz ZD zehn Teildatensätze ZD1, ..., ZD10 aufweisen würde.
  • Ist nur einzelner Anästhesiegastyp vorhanden, so kann der Zuweisungsdatensatz ZD1 auch dann verwendet werden, wenn es Einträge gibt, für welche der andere Anästhesiegastyp eine Konzentration von dem Wert Null aufweist.
  • Es wurde zunächst erläutert, in welcher Weise auf Basis der gemessenen Absorptionswerte A1, A2, A3, AR überprüft werden kann, welcher der Einträge En des Datensatzes ZD1 für die dort vorgesehenen Anästhesiegastypen der wahrscheinlichste ist.
  • Für andere Teildatensätze ZD2, ..., ZD20 nach dem Typ des Teildatensatzes ZD1 können andere jeweilige wahrscheinlichste Einträge ermittelt werden. Somit können dann mehrere potentielle wahrscheinlichste Einträge bezogen auf die Tabellen bzw. Teildatensätze ZD1, ..., ZD20 bestimmt werden. Jener der potentiellen wahrscheinlichsten Einträge, welcher das kleinste Abstandsmaß aufweist, wird dann gewählt als derjenige, welcher darüber Aufschluss gibt, welche Anästhesiegastypen vorhanden sind und vorzugsweise mit welchen Konzentrationen sie vorhanden sind.
  • Es ist anzumerken, dass für unterschiedliche Kombinationen von Anästhesiegastypen unterschiedliche andere Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 notwendig sein können, da, wie bereits zuvor unter Bezug auf die 1 und 2 erläutert, beispielsweise eine bestimmte Messwellenlänge λ2 zwar für eine Messung bezogen auf Halothan und Enfluran in 1 vorteilhaft sein kann, diese Wellenlänge gerade aber gemäß 2 für eine Messung insbesondere von Desfluran nachteilig sein kann. Daher stellt ein jeweiliger Teildatensatz ZD1, ..., ZD10 eine Zuordnung von Absorptionswerten, welche an jeweiligen bestimmten Messwellenlängen gemessen werden müssen, zu Konzentrationswerten von Anästhesiegastypen dar. Die entsprechenden Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 können also für jeden Teildatensatz ZD1, ..., ZD10 individuell bzw. unterschiedlich sein.
  • Ist der wahrscheinlichste Eintrag ein solcher, bei welchem eine der beiden Konzentrationen für einen bestimmten Anästhesiegastyp genau Null ist, so kann davon ausgegangen werden, dass dieser Anästhesiegastyp nicht vorhanden ist aber eben jener Anästhesiegastyp, welcher auch durch diesen Eintrag des entsprechenden Teildatensatzes repräsentiert wird.
  • Zusammenfassend kann also gesagt werden, dass auf Basis der Absorptionswerte A1, A2, A3, AR mithilfe des Zuweisungsdatensatzes ZD für jeweilige, potentielle Anästhesiegastypen ein jeweiliges Vorhandensein in der Beatmungsgasprobe detektiert werden kann. Es wird also auf Basis des Messsignals MS1 bzw. MSD1 aus 4 detektiert, welche jeweiligen potentiellen Anästhesiegastypen in der Beatmungsgasprobe GP vorhanden sind.
  • Wie zuvor angemerkt, können für unterschiedliche Kombinationen von Anästhesiegastypen unterschiedliche andere Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 notwendig sein. Daher muss also während des ersten Betriebszustandes ein relativ großer, vorgegebener Wellenlängenbereich mit unterschiedlichsten Messwellenlängen überstrichen werden, um sicher eine Detektion jeweiliger potentieller Anästhesiegastypen auf ihr jeweiliges Vorhandensein durchzuführen.
  • Die in Bezug auf 8 erläuterte Detektion des Vorhandenseins von Anästhesiegastypen, welche in dem Bestimmungsschritt BS3 durchzuführen ist, kann also auf Basis des Zuordnungsdatensatzes ZD durchgeführt werden.
  • Die Bestimmung der eigentlichen Konzentrationswerte für die detektierten Anästhesiegastypen, wie es ebenfalls schon unter Bezug auf 8 erläutert wurde, muss nicht notwendigerweise in dem Schritt BS3 der 6 durchgeführt werden.
  • Zurückkommend zu 6 werden nun die Teilschritte des zweiten Betriebszustandes BZ2 genauer erläutert.
  • In einem Teilschritt BS4 wird abhängig von den als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen ein Unterbereich des vorgegebenen Wellenlängenbereiches gewählt.
  • Dieses erfolgt vorzugsweise auf Basis eines Datensatzes DUB, welcher in der 9 gezeigt ist. Der Datensatz DUB indiziert für jeweilige Kombinationen von Anästhesiegastypen jeweilige Unterbereiche des vorgegebenen Wellenlängenbereiches.
  • Der Datensatz DUB indiziert für jeweilige Tupel von Anästhesiegastypen {Gi} mit dem Index i jeweilige Unterbereiche {UBk} mit dem Index k = 1 ... K, welche jeweils für eine Konzentrationsmessung der jeweiligen Anästhesiegastypen in dem zweiten Betriebszustand geeignet sind. Ein Unterbereich, hier präsentiert durch einen Eintrag {UBk}, kann beispielsweise durch eine obere Grenzwellenlänge und eine untere Grenzwellenlänge angegeben sein.
  • Anstelle der jeweiligen Unterbereiche {UBk} können auch jeweilige Tupel von bevorzugten Wellenlängen innerhalb eines solchen Unterbereiches angegeben sein, welche dann als die Messwellenlängen zur Konzentrationsmessung in dem zweiten Betriebszustand zu verwenden sind. Wurde nur ein einziger Anästhesiegastyp detektiert, so ist es auch möglich, dass ein solcher Eintrag aus lediglich einer einzelnen bevorzugten Wellenlänge besteht.
  • Wurde also beispielsweise zunächst in dem ersten Betriebszustand die zentrale Transmissionswellenlänge des Bandpassfilters von 7 bis 11 μm hin variiert, um ein Detektieren aller potentieller Anästhesiegastypen zu ermöglichen, so kann nach Vorliegen dieses Detektionsergebnisses in dem zweiten Betriebszustand eine anschließende Konzentrationsmessung mit festen Messwellenlängen λ1, λ2, λ3 durchgeführt werden. Ein Absorptionsmaß an der Wellenlänge λR kann hierbei aus dem ersten Betriebszustand weiterverwendet werden, da eine solche Absorption an der Referenzwellenlänge λR durch die zu detektierenden bzw. zu kompensierenden Effekte nur einer langsamen zeitlichen Änderung unterliegt.
  • Der Vorteil besteht also darin, dass nicht mehr in dem zweiten Betriebszustand für eine genaue Konzentrationsmessung der detektierten Anästhesiegastypen der volle vorgegebene Wellenlängenbereich aus dem ersten Betriebszustand überstrichen werden muss, sondern es können eine oder mehrere bevorzugte Wellenlängen eines Unterbereiches des vorgegebenen Wellenlängenbereiches verwendet werden. Hierdurch ist für eine einzelne Messung zur Konzentrationsbestimmung in dem zweiten Betriebszustand eben eine kürzere Zeitdauer vonnöten als die Mindestzeitdauer zum Überstreichen des gesamten vorgegebenen Wellenlängenbereiches in dem ersten Betriebszustand.
  • Hierzu zeigt der Teilschritt BS5 eine gleichzeitige Durchführung zweier Unterschritte BS51 sowie BS52.
  • In dem Unterschritt BS51 wird das Steuersignal ST durch die Recheneinheit derart variiert, dass die zentrale Transmissionswellenlänge nur in dem Unterbereich variiert wird. Gleichzeitig wird in einem Unterschritt BS52 das Messsignal MS1 bzw. MSD1 des Detektors D1 erfasst.
  • In einem darauffolgenden Teilschritt BS6 werden dann für unterschiedliche aufeinander folgende Zeitpunkte jeweilige Gaskonzentrationswerte für die jeweiligen Anästhesiegastypen, welche zuvor detektiert wurden, bestimmt.
  • Eine derartige Bestimmung der Konzentrationswerte für die jeweiligen Anästhesiegastypen kann auf Basis von Absorptionswerten sowie eines Zuweisungsdatensatzes erfolgen, wie es zuvor hinsichtlich des Zuweisungsdatensatzes ZD aus der 8 erläutert wurde
  • Die genaue Durchführung der Wellenlängenvariation in dem ersten Betriebszustand BZ1 und dem zweiten Betriebszustand BZ2 zur Messung von mehreren Konzentrationswerten für einen detektierten Anästhesiegastyp oder für mehrere detektierte Anästhesiegastypen an zu nacheinander folgenden Zeitpunkten wird später noch unter Bezug auf die 11 bis 14 genauer erläutert.
  • Es wird schließlich eine Menge bzw. ein Datensatz KA bereitgestellt, welcher für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu nacheinander folgenden Zeitpunkten aufweist.
  • Der zweite Betriebszustand BZ2 kann in der Weise fortlaufend fortgeführt, dass die Schritte BS5 und BS6 in ihrer Abfolge mehrfach wiederholt werden können, um auch zu weiteren Zeitpunkten weitere Konzentrationswerte zu bestimmen.
  • Vorzugsweise erfolgt nach Ablauf eines vorgegebenen maximalen Zeitraumes Tmax ein Wechsel von dem zweiten Betriebszustand BZ2 zurück zum ersten Betriebszustand BZ1.
  • 11 zeigt eine erste Variante für eine Wahl des Unterbereiches während des zweiten Betriebszustandes in Abhängigkeit eines einzelnen Anästhesiegastyps. Gezeigt ist ein Verlauf des Steuersignals ST, welches vorzugsweise eine Steuerspannung ist, während des ersten Betriebszustandes BZ1 sowie des zweiten Betriebszustandes BZ2.
  • Der erste Betriebszustand BZ1 dauert eine Zeitdauer T1 an. Der zweite Betriebszustand BZ2 dauert eine Zeitdauer T2 an, welche gleichlang wie die erste Zeitdauer T1 des ersten Betriebszustandes sein kann oder länger.
  • Während des ersten Betriebszustandes BZ1 ist das Steuersignal ST derart gewählt, dass die zentrale Transmissionswellenlänge TW einen vorgegebenen Wellenlängenbereich WB von vorzugsweise 8 bis 10,6 μm überstreicht.
  • Wie zuvor erwähnt, ist ein Überstreichen eines solchen, größeren vorgegebenen Wellenlängenbereiches nötig, da während des ersten Betriebszustandes unterschiedlichste Anästhesiegastypen detektiert werden müssen.
  • Wurde nun in dem ersten Betriebszustand BZ1 nur ein einzelner Anästhesiegastyp detektiert, so reicht eine Messung für die Bestimmung der Konzentrationswerte in dem zweiten Betriebszustand BZ2 an einer einzelnen Wellenlänge aus. Es wird also die zentrale Transmissionswellenlänge TW durch die Rechen- und Steuereinheit mittels des Steuersignals ST so gewählt, dass die zentrale Transmissianswellenlänge TW der hier gezeigten bevorzugten Wellenlänge BW1 entspricht. Somit wird also ein sehr schmalbandiger Unterbereich UBA des vorgegebenen Wellenlängenbereichs WB gewählt.
  • In dem zweiten Betriebszustand BZ2 können dann also auf Basis des Messsignals des Detektors für den einen als vorhanden detektierten Anästhesiegastyp mehrere Konzentrationswerte zu aufeinander nachfolgenden Zeitpunkten TMI bestimmt werden. Da das Detektionsergebnis an der Referenzwellenlänge aus dem ersten Betriebszustand BZ1 berücksichtigt wird, muss die zentrale Transmissionswellenlänge TW nicht weiter variiert werden, sondern kann konstant gehalten werden, welches eine hohe zeitliche Auflösung mit nah beieinander liegenden Messzeitpunkten TMI während des zweiten Betriebszustandes BZ2 ermöglicht. Würde eine Konzentrationsmessung weiterhin mittels eines kompletten Überstreichens der vorgegebenen Wellenlänge wie im ersten Betriebszustand BZ1 durchgeführt, so würden sich Messzeitpunkte ergeben, welche deutlich weiter auseinanderliegen würden, als die Messzeitpunkte TMI in dem zweiten Betriebszustand BZ2.
  • Mit anderen Worten: in dem ersten Betriebszustand BZ1 ist eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer ersten zeitlichen Auflösung möglich, wohingegen in dem zweiten Betriebszustand BZ2 eine Konzentrationsmessung ein es Anästhesiegastyps mit einer zweiten zeitlichen Auflösung möglich ist, wobei die zweite zeitliche Auflösung höher als die erste zeitliche Auflösung ist.
  • Folgt auf diesen zweiten Betriebszustand BZ2 wiederum der erste Betriebszustand BZ1, in welchem wiederum mittels des Steuersignals ST die zentrale Transmissionswellenlänge den vorgegebenen Wellenlängenbereich WB überstreicht, und ist ferner das Detektionsergebnis in dem ersten Betriebszustand von der Art, dass ein einzelner aber anderer Anästhesiegastyp detektiert wurde, so kann dann in einem wiederum darauf folgenden zweiten Betriebszustand BZ2 mittels des Steuersignals ST das Fabry-Perot-Interferometer FPI derart angesteuert werden, dass die zentrale Transmissionswellenlänge TW eine andere bevorzugte Wellenlänge BW2 annimmt. Es wird also dann ein relativ schmalbandiger Unterbereich UBB des vorgegebenen Wellenlängenbereiches WB gewählt.
  • Die 12 zeigt mögliche Verläufe des Steuersignals ST sowie der zentralen Transmissionswellenlänge TW über der Zeit für eine zweite Variante. Bei dieser zweiten Variante wird in dem ersten Betriebszustand BZ1 mehr als ein Anästhesiegastyp detektiert. Daher ist es erforderlich, dass in dem zweiten Betriebszustand BZ2 mehr als eine Messwellenlänge angesteuert wird, um eine Konzentrationsmessung für die mehreren Anästhesiegastypen zu ermöglichen.
  • Wurden beispielsweise in dem ersten Zeitfenster während des ersten Betriebszustandes BZ1 zwei bestimmte Anästhesiegastypen detektiert, so kann das Steuersignal ST in dm zweiten Betriebszustand BZ2 so gewählt werden, dass bestimmte Steuersignalstufen in Treppenform angefahren werden, sodass die zentrale Transmissionswellenlänge TW bestimmte bevorzugte Messwellenlängen abtastet, welche in einem Unterbereich UBC liegen. Wie zuvor erläutert, müssen für eine Messung jeweiliger zweier Konzentrationswerte jeweiliger Anästhesiegastypen mindestens drei Messwellenlängen verwendet werden. Wurden also die drei bevorzugten Messwellenlängen abgetastet, so kann dann zu einem Messzeitpunkt TMI' eine Bestimmung von Konzentrationswerten für die zwei Anästhesiegastypen durchgeführt werden. Werden die bevorzugten Messwellenlängen ein weiteres Mal abgetastet, so können dann neue Konzentrationswerte für die zwei Anästhesiegastypen übermittelt werden. Hierdurch ergeben sich entsprechende Messzeitpunkte TMI', zu denen für die jeweils als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweilige Konzentrationswerte bestimmt werden können. Während des Betriebszustandes BZ2 erfolgt also für jeden detektierten Anästhesiegastyp eine Ermittlung mehrerer Konzentrationswerte zu nacheinander folgenden Zeitpunkten TMI'.
  • Auch wenn die zeitliche Auflösung der Messzeitpunkte TMI' in dieser zweiten Variante der Konzentrationswerte Messung aus der 12 geringer ist als für die Messzeitpunkte TMI der 11 im Falle nur eines Anästhesiegastyps, so ist dennoch die zeitliche Auflösung der Messzeitpunkte TMI' größer, als wenn zur Ermittlung eines Konzentrationswertes eines Anästhesiegastyps bzw. zweier Konzentrationswerte jeweiliger Anästhesiegastypen immer eine Messung anhand eines kompletten Abscannens des kompletten Wellenlängenbereichs vorgenommen werden würde, wie es der erste Betriebszustand BZ1 vorsieht.
  • Mit anderen Worten: in dem ersten Betriebszustand BZ1 ist eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer ersten zeitlichen Auflösung möglich, wohingegen in dem zweiten Betriebszustand BZ2 eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer zweiten zeitlichen Auflösung möglich ist, wobei die zweite zeitliche Auflösung höher als die erste zeitliche Auflösung ist.
  • In einem vierten Zeitfenster zeigt die 12 eine weitere Variante zur Variation der zentralen Transmissionswellenlänge in einem gewählten Unterbereich UBD. Hierbei wird das Steuersignal ST kontinuierlich verändert, sodass auch die bevorzugte Wellenlänge innerhalb des Unterbereiches UBD kontinuierlich verändert wird. Auch hierbei ergeben sich entsprechende Messzeitpunkte TMI' mit einer gewissen zeitlichen Auflösung, welche höher ist als eine zeitliche Auflösung im Falle einer Konzentrationsmessung, welche in den ersten Betriebszustand BZ1 durchgeführt werden kann.
  • Im Sinne dieser Anmeldung muss ein Aufeinanderfolgen von Zeitpunkten nicht ein unmittelbares Aufeinanderfolgen von Zeitpunkten sein, es genügt auf ein Aufeinanderfolgen in der Weise, dass diese Zeitpunkte zwar nicht direkt zeitlich benachbart sind aber zeitlich hintereinander liegen.
  • Es lässt sich also in dem zweiten Betriebszustand BZ2 tatsächlich auf jene Wellenlängen abstellen, welche für eine Messung solcher Anästhesiegastypen abgestimmt sind, deren Vorhandensein in dem ersten Betriebszustand BZ1 detektiert wurde.
  • Wie aus der 11 und der 12 ersichtlich, überstreicht die zentrale Transmissionswellenlänge TW in dem ersten Betriebszustand zumindest einen Teilbereich von 8 bis 9 μm.
  • Die bevorzugten Wellenlängen BW1, BW2 werden vorzugsweise derart gewählt, dass die als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen an diesen Wellenlängen ein vorgegebenes Mindestmaß einer Leistungsabsorption aufweisen. Hierdurch wird sichergestellt, dass die Adoptionsmessungen an solchen Wellenlängen vorgenommen werden, an welchen aufgrund des Mindestmaßes der Leistungsabsorption eine hinreichende Messgenauigkeit zu erwarten ist.
  • Gemäß der 4 weist die erfindungsmäße Vorrichtung AV1 in dieser bevorzugten Ausgestaltung ferner ein festes optisches Filter FOF auf, welches eine feste zentrale Transmissionswellenlänge zwischen 4 und 5 μm besitzt.
  • Ein weiterer vorzugsweise vorhandener Detektor D100 ist ebenfalls an dem Ende der Messstrecke angeordnet. Der Detektor D100 stellt ein weiteres Messsignal MS100 bereit, welches eine durch die Gasküvette GK und durch die feste Bandpassfilterfunktion des festen optischen FOF hindurch transmittierte zweite Intensität S2 der Infrarotstrahlung S indiziert. Das weitere Messsignal MS100 kann als ein zweites Messsignal aufgefasst werden.
  • Die Recheneinheit R wandelt mittels des A/D Wandlers AD das zweite Messsignal MS100 in ein digitales zweites Messsignal MSD100, welches dem zweiten Messignal MS100 entspricht.
  • Wenigstens in dem zweiten Betriebszustand bestimmt die Recheneinheit R auf Basis des zweiten Messsignals MS100 bzw. MSD100 mehrere Konzentrationswerte KC zu mehreren aufeinanderfolgenden Zeitpunkten für Kohlendioxid.
  • Hierzu zeigen die 11 und 12 die feste Transmissionswellenlänge FTW des festen optischen Filters FOF aus 4. Eine Konzentrationsbestimmung für Kohlendioxid ist nun zu entsprechenden Messzeitpunkten TMI1 zumindest während des zweiten Betriebszustandes BZ2 aber vorzugsweise auch während des ersten Betriebszustandes BZ1 möglich.
  • Hierdurch kann also gleichzeitig zu der Bestimmung von Konzentrationswerten für die Anästhesiegastypen eine Bestimmung von Konzentrationswerten für Kohlendioxid in analoger Weise zu der Konzentrationswertbestimmung für Anästhesiegastypen durchgeführt werden.
  • 5 zeigt eine weitere bevorzugte Ausgestaltung AV2 der vorgeschlagenen Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases.
  • Die Vorrichtung AV2 lässt sich aufteilen in eine erste Teilvorrichtung AVI' und eine zweite Teilvorrichtung AVII'.
  • Gemäß dieser Ausgestaltung weist die Vorrichtung AV2 anstelle des Fabry-Perot-Interferometers FPI1 aus der 4 ein Fabry-Perot-Interferometer FPI2 auf.
  • Dieses Fabry-Perot-Interferometer FPI2 weist mehrere Bandpassfilterfunktionen unterschiedlicher Ordnungen auf. Hierbei ist die zuvor erwähnte Bandpassfilterfunktion eine erste Bandpassfilterfunktion von einer Ordnung erster Art mit einer ersten zentralen Transmissionswellenlänge und eine weitere Bandpassfilterfunktion eine zweite Bandpassfilterfunktion von einer Ordnung zweiter Art mit einer zweiten zentralen Transmissionswellenlänge. Die 7 zeigt beispielhaft hierzu die zweite Bandpassfilterfunktion BP2 mit einer entsprechenden zweiten zentralen Transmissionswellenlänge TW2. Die erste Bandpassfilterfunktion BP1 hat in diesem Fall eine erste zentrale Transmissionswellenlänge TW1.
  • Die Ordnung erster Art ist also in diesem Ausführungsbeispiel die 2. Ordnung und die Ordnung zweiter Art ist also die 5. Ordnung.
  • Die 15 zeigt hierzu beispielhaft für unterschiedliche Ordnungen unterschiedliche Transmissionswellenlänge TW in Abhängigkeit des Steuersignals ST. In diesem Beispiel der 15 sind vier unterschiedliche Ordnungen, 2. Ordnung bis 5. Ordnung, dargestellt.
  • Vorzugsweise weist das Fabry-Perot-Interferometer FPI2 der 5 als die erste Bandpassfilterfunktion eine Bandpassfilterfunktion mit einer zentralen Transmissionswellenlänge mit der Ordnung erster Art als die zweite Ordnung auf.
  • Ferner ist die weitere, zweite Bandpassfilterfunktion mit der zweiten zentralen Transmissionswellenlänge von der Art, dass diese der Ordnung zweiter Art als die 5. Ordnung entspricht.
  • Der aus der 4 genannte erste Detektor D1 wird gemäß des Ausführungsbeispiels aus der 5 um einen weiteren, zweiten Detektor D2 ergänzt, welcher zur Bereitstellung eines weiteren Messsignals MS2, welches als ein zweites Messsignal MS2 aufgefasst werden kann, ausgebildet ist. Das weitere bzw. zweite Messsignal MS2 indiziert eine durch die Gasküvette GK und durch die zweite Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometer FPI2 hindurch transmittierte zweite Intensität S2 der Infrarotstrahlung S2. Zur Filterung der zweiten Bandpassfilterfunktion BP2 des Fabry-Perot-Interferometers befindet sich zwischen der Strahlungsquelle SQ und dem zweiten Detektor D2 ein festes optisches Bandpassfilter BPF2, dessen feste Bandpassfilterfunktion BPFF2 in der 7 gezeigt ist. Die zweite Intensität S2 ist eben auch eine, welche durch die Gasküvette GK, die zweite Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers FPI2 und das zweite feste optische Bandpassfilter BPF2 hin zu dem zweiten Detektor D2 transmittiert wird.
  • Dieses wird vorzugsweise dadurch erreicht, dass die das Fabry-Perot-Interferometer FPI2 passierende Infrarotstrahlung mittels eines Strahlteilers STL in zwei Intensitäten bzw. zwei Infrarotstrahlungskomponenten TS1 und TS2 wellenlängenabhängig aufgeteilt wird. Eine erste Strahlungskomponente TS1 oberhalb von vorzugsweise 6 μm trifft auf den ersten Detektor D1 und eine zweite Komponente TS2 unterhalb von vorzugsweise 6 μm trifft auf den zweiten Detektor D2.
  • Die Vorrichtung AV2 weist also eine optische Teilvorrichtung OF2 auf. Diese optische Teilvorrichtung OF2 weist das Fabry-Perot-Interferometer FPI2 sowie die beiden festen Bandpassfilter BPF1, BPF2 auf. Vorzugsweise weist die optische Teilvorrichtung OF2 den Strahlteiler STL auf. Die optische Teilvorrichtung OF2 ist ausgebildet, um die erste Intensität S1 der Infrarotstrahlung zu selektieren und auf den ersten Detektor D1 zu lenken. Ferner ist die optische Teilvorrichtung OF2 ausgebildet, um die zweite Intensität S2 der Infrarotstrahlung zu selektieren und auf den zweiten Detektor D2 zu lenken.
  • Die Rechen- und Steuereinheit R wandelt die Messsignale MS1, MS2 in entsprechende digitale Messsignale MSD1 bzw. MSD2 mittels des Analog/Digital-Wandlers AD um.
  • In dem Bestimmungsschritt BS erfolgt dann die zuvor beschriebene Bestimmung der Konzentrationswerte KA für die Anästhesiegastypen auf Basis des ersten Messsignals MSD1 sowie eine Bestimmung von Konzentrationswerten KC für Kohlendioxid auf Basis des zweiten Messsignals MSD2.
  • Hierbei steuert die Recheneinheit R mittels des Steuersignals ST das Fabry-Perot-Interferometer FPI2 derart an, dass die zweite zentrale Transmissionswellenlänge der zweiten Bandpassfilterfunktion BP2 aus 7 zumindest zeitweise einer weiteren bevorzugten Wellenlänge zwischen 4 und 5 μm entspricht.
  • Hierzu zeigen die 13 und 14 unterschiedliche Varianten einer Wahl der zentralen Transmissionswellenlängen TW1 und TW2 für die unterschiedlichen Bandpassfilterfunktionen der unterschiedlichen Ordnungen des Fabry-Perot-Interferometers. Ferner zeigen die 13 und 14 eine weitere zentrale Transmissionswellenlänge TW3 einer weiteren Bandpassfilterfunktion BP3 des Fabry-Perot-Interferometers, welche gemäß der 7 einer weiteren Ordnung, hier der 5. Ordnung, zuzuordnen ist. Es ist nämlich möglich, dass, wie aus 15 ersichtlich, das Steuersignals ST in einen Bereich verändert wird, vorzugsweise zum Beispiel 65 V, sodass die zentrale Transmissionswellenlänge TW3 der Bandpassfilterfunktion BP3 Werte annehmen kann, welche mit möglichen Werten der zentralen Transmissionswellenlänge TW2 der Bandpassfilterfunktion BP2 für andere Werte des Steuersignals ST, vorzugsweise zum Beispiel 2 V, zusammenfallen.
  • Gemäß der 13 erfolgt aufgrund des Steuersignals ST in dem ersten Betriebszustand BZ1 wieder eine Variation bzw. ein Überstreichen des vorgegebenen Wellenlängenbereiches WB durch die zentrale Transmissionswellenlänge TW1. Die durch die erste Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers hindurch transmittierte erste Intensität S1 der Infrarotstrahlung trifft dann also auf den ersten Detektor D1 aus der 5.
  • Zeitgleich ergibt sich aus Sicht des zweiten Detektors D2 eine Veränderung bzw. eine Variation der zweiten Transmissionswellenlänge TW2 der weiteren zweiten Bandpassfilterfunktion BP2 aus 7.
  • Die zweite Intensität S2 der Infrarotstrahlung, welche die zweite Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers passiert, gelangt dann also zu dem Detektor D2 der 5.
  • Hierdurch lässt sich also zu einem Zeitpunkt TMA bzw. Messpunkt MP1 mit einer Wellenlänge von 4,3 μm an dem zweiten Detektor D2 eine Absorptionsmessung für Kohlendioxid durchführen, wie aufgrund der Absorptionskurve K6 für Kohlendioxid mit der Messwellenlänge λC aus der 3 ersichtlich. Dieser Messpunkt MP1 ist ebenfalls in der 15 für die zentrale Transmissionswellenlänge TW1 der 2. Ordnung eingetragen.
  • Vorzugsweise kann die dritte zentrale Transmissionswellenlänge TW3 genutzt werden, um zu einem weiteren Zeitpunkt TMB bzw. Messpunkt MP2 bei einer Wellenlänge von 4,62 μm eine Absorptionsmessung für Distickstoffmonoxid durchzuführen, wie aus der 3 anhand der Absorptionskurve K7 für Distickstoffmonoxid mit der Messwellenlänge λN ersichtlich. Auch dieser Messpunkt MP2 ist in der 15 eingetragen. Diese Messung erfolgt mittels des Detektors D2 aus der 5.
  • Ferner kann zu einem weiteren Messpunkt MP3 bzw. Zeitpunkt TMC aufgrund der dritten zentralen Transmissionswellenlänge TW3 der dritten Bandpassfilterfunktion BP3 eine weitere Messung für Kohlendioxid an einer Wellenlänge von 4,3 μm durchgeführt werden. Auch dieser Messpunkt MP3 ist in der 15 eingetragen. Diese Messung erfolgt ebenfalls mittels des Detektors D2 aus der 5.
  • Während des zweiten Betriebszustandes BZ2 erfolgt dann eine Begrenzung der ersten zentralen Transmissionswellenlänge TW1 auf einen Unterbereich UBE zur Messung von Konzentrationswerten von einem Anästhesiegastyp.
  • Hierbei kann beispielsweise auf nur eine Messung an einer Wellenlänge von 9,4 μm abgestellt werden, da beispielsweise die weitere Wellenlänge von 10,6 μm an sich ungeeignet sein könnte, um einen detektierten Anästhesiegastypen hinsichtlich einer Absorption auszumessen.
  • Es ergeben sich also für eine Messung von Konzentrationswerten des detektierten Anästhesiegastyps mögliche aufeinanderfolgende Zeitpunkte TMI' zur Konzentrationsmessung.
  • Auf Basis des zweiten Messsignals MS2 bzw. MSD2 aus der 5 können dann an dem zweiten Detektor D2 in dem zweiten Betriebszustand BZ2 zentrale Transmissionswellenlängen TW2, wie in der 13 zeigt, erfasst werden, um an aufeinanderfolgenden Zeitpunkten TMI'' Konzentrationswerte für Kohlendioxid zu bestimmen.
  • Es werden also mittels des zweiten Detektors D2 bzw. auf Basis des zweiten Messsignals MS2 bzw. MSD2 für Kohlendioxid während des zweiten Betriebszustandes mehrere Konzentrationswerte zu aufeinander folgenden Zeitpunkten TMI'' bestimmt. Auch hier ist in dem zweiten Betriebszustand die zeitliche Auflösung der Messzeitpunkte TMI'' größer, als sie in dem ersten Betriebszustand BZ1 erreicht werden könnte.
  • Zusammenfassend kann angemerkt werden, dass durch eine Veränderung der zweiten Transmissionswellenlänge TW2 zumindest zeitweise diese Wellenlänge TW2 einer bevorzugten Wellenlänge zwischen 4 und 5 μm entspricht.
  • Nach dem zweiten Betriebszustand BZ2 schließt sich wieder der erster Betriebszustand BZ1 an, in welchem auf Basis des ersten Messsignals MS1 aus der 5 in der zuvor beschriebenen Art und Weise möglicherweise vorhandene Anästhesiegastypen detektiert werden.
  • In einem wiederum darauf folgenden zweiten Betriebszustand BZ2 erfolgt dann eine Begrenzung der zentralen Transmissionswellenlänge TW1 auf einen Unterbereich UBF des vorgegebenen Wellenlängenbereichs WB. Hierbei können zu Zeitpunkten TMI' als auch TMI' vorzugsweise Absorptionsmessungen für ein einzelnes Anästhesiegas an sowohl der Wellenlänge von 8,6 μm als auch der Wellenlänge von 9,5 μm durchgeführt werden. Dieses erfolgt mittels des Messsignals Detektors D1 aus 5.
  • Die sich simultan ergebenden Wellenlängen von 4,3 μm der dritten Transmissionswellenlänge TW3 kann ebenso genutzt werden. Es wird dann auf Basis des zweiten Messsignals MS2 bzw. MSD2 eine Bestimmung von Konzentrationswerten für Kohlendioxid durchzuführen. Dieses erfolgt zu den Zeitpunkten TMI''.
  • Es kann aber auch die sich simultan ergebende Wellenlänge von 4,6 μm der dritten Transmissionswellenlänge TW3 genutzt werden. Es wird dann auf Basis des zweiten Messsignals MS2 bzw. MSD2 eine Bestimmung von Konzentrationswerten für Distickstoffmonoxid durchgeführt. Dieses erfolgt zu den Zeitpunkten TMI'.
  • Mit anderen Worten: in dem ersten Betriebszustand BZ1 ist eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer ersten zeitlichen Auflösung möglich, wohingegen in dem zweiten Betriebszustand BZ2 eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps mit einer zweiten zeitlichen Auflösung möglich ist, wobei die zweite zeitliche Auflösung höher als die erste zeitliche Auflösung ist.
  • Die 14 zeigt Verläufe des Steuersignals ST sowie der Transmissionswellenlänge TW1 für eine solche Variante, bei welcher in dem ersten Betriebszustand BZ1 mehrere Anästhesiegastypen detektiert werden. In dem ersten Betriebszustand BZ1 erfolgt eine Messung für Anästhesiegase sowie Kohlendioxid als auch Distickstoffmonoxid wie bereits zuvor unter Bezug auf die 13 erläutert.
  • In dem zweiten Betriebszustand BZ2 erfolgt eine Bestimmung von Konzentrationswerten für zwei unterschiedliche Anästhesiegase.
  • In dem zweiten Betriebszustand BZ2 wird die erste zentrale Transmissionswellenlänge TW1 auf einen Unterbereich UBG innerhalb des Wellenlängenbereichs WB begrenzt. Während einer sich zunächst ergebenden Wellenlänge von 10,6 μm erfolgt keine Anästhesiegasmessung. Überstreicht die erste zentrale Transmissionswellenlänge TW1 einen Bereich von ca. 8 bis 10 μm, so erfolgt dann vorzugsweise hier eine Anästhesiegasmessung für zwei Anästhesiegastypen zu Zeitpunkten TMI'.
  • Ferner wird mittels der zweiten Transmissionswellenlänge TW2 an einer Wellenlänge von 4,3 μm mittels des zweiten Messsignals an dem zweiten Detektor eine Kohlendioxidkonzentration zu Zeitpunkten TM1 sowie TMI'' gemessen. Es erfolgt also mittels des zweiten Messsignals eine Bestimmung von Konzentrationswerten für Kohlendioxid zu mehreren aufeinanderfolgenden Zeitpunkten.
  • Ebenso ist eine Messung einer Kohlendioxidkonzentration mittels der dritten Transmissionswellenlänge TW3 zu einem Zeitpunkt TM3 bzw. Messpunkt MP3 möglich.
  • Ferner kann mittels der dritten Transmissionswellenlänge TW3 zu einem Zeitpunkt TM2 bzw. Messpunkt MP2 eine Konzentrationsmessung für Distickstoffmonoxid vorgenommen werden.
  • Die Messpunkte MP1, MP2, MP3 sind auch in der 15 eingetragen.
  • Während gemäß 14 in diesem zweiten Betriebszustand BZ2 eine kontinuierliche Veränderung der zentralen Transmissionswellenlängen TW1 sowie TW3 erfolgen kann, so ist es möglich, dass stattdessen in dem zweiten Betriebszustand BZ2 ganz rechts in dem Diagramm der 14 diese Transmissionswellenlängen schrittweise verändert werden.
  • Zur Bestimmung der Konzentrationswerte für Kohlendioxid zeigt 10a optionale Schritte als Teile des Schrittes BS5 aus der 6.
  • In einem optionalen Teilschritt BS53 anstelle des Teilschrittes BS51 erfolgt eine Erfassung des Messsignals MSD100 bzw. des Messsignals MSD2 als das zweite Messsignal. Handelt es sich um die Ausgestaltung AV1 der vorgeschlagenen Vorrichtung aus der 4, so wird das Signal MS100 bzw. MSD100 als das zweite Messsignal erfasst. Handelt es sich um die Ausgestaltung AV2 der vorgeschlagenen Vorrichtung aus der 5, so wird das Signal MS2 bzw. MSD2 als das zweite Messsignal erfasst. Für eine Bestimmung der Kohlendioxidkonzentrationen führt die Recheneinheit R aus der 4 bzw. 5 parallel bzw. simultan zu dem Teilschritt BS6 der 6 einen Teilschritt BS7 durch, in welchem die Bestimmung der Kohlendioxidkonzentrationswerte auf Basis des zweiten Messsignals MS2 bzw. MSD2 oder MS100 bzw. MSD100 durchgeführt wird.
  • Mit anderen Worten: in dem ersten Betriebszustand BZ1 ist eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer ersten zeitlichen Auflösung möglich, wohingegen in dem zweiten Betriebszustand BZ2 eine Konzentrationsmessung eines Anästhesiegastyps oder mehrerer Anästhesiegastypen mit einer zweiten zeitlichen Auflösung möglich ist, wobei die zweite zeitliche Auflösung höher als die erste zeitliche Auflösung ist.
  • In der 16 ist ein Anästhesiebeatmungsgerät ABV3 in einer ersten Ausgestaltung gezeigt.
  • Die 16 zeigt eine Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 zur automatisierten Beatmung eines Patienten PT. Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 weist einen inspiratorischen Port IP und einen exspiratorischen Port EP auf, an welche ein Beatmungsschlauch BSC angeschlossen werden kann, welcher dem Patienten PT zugewandt ist. Über diesen Beatmungsschlauch BSC wird ein Anästhesieatemgas dem Patienten zugeführt und auch wieder von dem Patienten hin zur Vorrichtung ABV3 abgeführt. Die Zuführung erfolgt über den inspiratorischen Port IP, die Abführung erfolgt über den exspiratorischen Port EP. Der Beatmungsschlauch BSC führt die Anschlüsse der Ports EP, IP an einem sogenannten Y-Stück YS zusammen, welches dann üblicherweise an einem Tubus endet, der dem Patienten PT eingeführt wird, um ihn über seine Lunge LU zu beatmen.
  • Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 weist ferner eine Atemgasfördereinheit AGF auf. Vorzugsweise ist die Atemgasfördereinheit AGF eine Kolbeneinheit KE, in welcher ein Kolben KO durch einen Motor M vor- bzw. zurückgeführt werden kann. Die Recheneinheit R ist dazu ausgebildet, über ein Ansteuersignal ANS die Atemgasfördereinheit AGF anzusteuern.
  • Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 weist einen Volumenstromsensor VS zum Erfassen eines Volumenstroms des Atemgases auf. Der Volumenstromsensor VS kann ein Volumenstromsensorsignal VSS an eine Recheneinheit R23 bereitstehen.
  • Bei der Recheneinheit R3 handelt es sich um wenigstens eine Recheneinheit, welche auch durch einen Verbund mehrerer Recheneinheiten verwirklicht werden kann. Die Recheneinheit R23 ist dazu ausgebildet, eine druckgesteuerte oder eine druckunterstützende Beatmung des Patienten PT durchzuführen. Die Recheneinheit R23 greift vorzugsweise auf eine Speichereinheit MEM zurück.
  • Ein Mindestdruck (PEEP-Druck) der Beatmung wird durch ein Peep-Ventil PV, welches vorzugsweise in dem Bereich des exspiratorischen Ports EP liegt, realisiert.
  • Ferner weist die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 einen Drucksensor DS zum Erfassen eines Drucks des Atemgases auf. Der Drucksensor DS stellt ein Drucksensorsignal DSS an die Recheneinheit R23 bereit.
  • Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 weist einen Kohlendioxidabsorber CA sowie eine Narkosegasmischeinheit NG auf. Über die Narkosegasmischeinheit NG kann dann ein für die Narkose erforderliches Gasgemisch in den Atemkreislauf eingebracht werden. Ferner weist die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 eine Anästhesiegasfortleitung ANF bzw. einen Anschluss an eine Anästhesiegasfortleitung ANF auf. Der Gasfluss innerhalb der Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 ist vorzugsweise durch Rückschlagventile RV kontrolliert. Die Recheneinheit R23 steuert die Narkosegasmischeinheit NG mittels eines Steuersignals NGAS.
  • Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 aus weist vorzugsweise eine Eingabeeinheit EE oder eine Schnittstelle EE zu einer Eingabeeinheit auf, mittels welcher Eingaben an der Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 entgegengenommen werden können, welche durch einen Bediener bzw. Kliniker eingegeben werden.
  • Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 weist vorzugsweise eine Anzeigeeinheit AE oder eine Schnittstelle AE zu einer Anzeigeeinheit AE auf, über welche die bestimmten Konzentrationswerte angezeigt werden können.
  • Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 weist ferner vorzugsweise eine Datenschnittstelle DS2 auf, an welcher die Recheneinheit R23 ein Datensignal DAS2 bereitstellt, welches die bestimmten Konzentrationswerte indiziert.
  • Ferner weist die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV3 vorzugsweise eine Datennetzwerkschnittstelle DNS auf, an welcher die Recheneinheit R23 vorzugsweise das Datensignal DS2 bereitstellt.
  • Über die Eingabeeinheit EE nimmt die Vorrichtung ABV3 Eingabedaten ED entgegen, welche an der Recheneinheit R23 entgegengenommen werden können.
  • Diese Eingabedaten ED geben dann die Wahl der Zeiträume T1 bzw. T2 der jeweiligen Betriebszustände BZ1 bzw. BZ2, wie in der 11 eingezeichnet, vor. Diese Eingabedaten ED können dann über ein Datensignal DS11 über eine Datenschnittstelle DSX2 der Vorrichtung ABV3 hin zu einer Vorrichtung AV zur Anästhesiegasmessung weitergegeben werden.
  • Die Vorrichtung AV ist hierbei entweder die Vorrichtung AV1 aus der 4 oder die Vorrichtung AV2 aus der 5.
  • Über die Datenschnittstelle DS1 der Anästhesiegasanalysevorrichtung AV stellt die Anästhesiegasanalysevorrichtung AV dem Anästhesiebeatmungsgerät ABV3 mittels eines Datensignals DAS die Konzentrationswerte der Anästhesiegastypen und vorzugsweise auch die Konzentrationswerte der Kohlendioxidmessung und/oder der Distickstoffmonoxidmessung bereit.
  • Diese Werte können dann vorzugsweise auf der Anzeigeeinheit AE des Gerätes ABV3 angezeigt werden.
  • Die Anästhesiegasanalysevorrichtung AV weist den Gasanschluss GA, wie bereits unter Bezug auf die 4 und 5 erläutert, auf, welcher mittels einer Probengasleitung LT mit dem Y-Stück YS des Beatmungsschlauches gekoppelt werden kann bzw. dort angeschlossen werden kann.
  • Für eine effiziente Gasförderung des Anästhesiebeatmungsgases von dem Y-Stück YS hin zu der Anästhesiegasanalyseeinrichtung AV ist es möglich, dass die Anästhesiegasanalysevorrichtung AV vorzugweise eine eigene Pumpe aufweist oder an eine Pumpe anschließbar ist.
  • Die Recheneinheit der Analysevorrichtung AV, welche eben entweder die Recheneinheit R aus der 4 oder der 5 sein kann, nimmt also mittels des Datensignals DS11 die Eingabedaten ED der Eingabeeinheit EE entgegen und wählt dann die maximale Zeitdauer des zweiten Betriebszustandes in Abhängigkeit dieser Eingabedaten ED.
  • Vorzugsweise weist die Vorrichtung AV eine eigene Eingabeeinheit oder eine eigene Schnittstelle zu einer Eingabeeinheit auf, um die Eingabedaten ED entgegenzunehmen.
  • Die 17 zeigt eine weitere Variante ABV1 für ein Anästhesiebeatmungsgerät, bei welcher an Stelle der Analysevorrichtung AV aus der 16 eine Analysevorrichtung AVI vorhanden ist.
  • Diese Analysevorrichtung AVI weist Schnittstellen DSY auf, mittels derer ein Steuersignal STS sowie ein Messsignal MS ausgetauscht werden können. Das Steuersignal STS entspricht dann dem Steuersignal ST aus der 4 bzw. der 5. Das Messsignal MS entspricht dann wenigstens dem Messsignal MS1 aus den 4 bzw. 5. Das Messsignal MS kann ferner vorzugsweise das zweite Messsignal MS 100 oder das zweite Messsignal MS2 aufweisen. Die Anästhesiebeatmungsvorrichtung ABV1 weist für einen Austausch dieser Signale STS, MS eine Datenschnittstelle DSX1 auf.
  • Die Analysevorrichtung AVI ist entweder die Teilvorrichtung AVI aus der 4 oder alternativ die Teilvorrichtung AVI aus der 5.
  • Die Funktionalitäten der Recheneinheit R aus der 4 bzw. aus der 5 sind hierbei in die Recheneinheit R2 des Anästhesiebeatmungsgases ABV1 integriert.
  • Die Ausgestaltung des Anästhesiebeatmungsgerätes ABV1 gegenüber der Ausgestaltung ABV3 aus der 16 hat den Vorteil, dass die Analysevorrichtung AVI nicht eine eigene Recheneinheit aufweisen muss, sondern dass durch die bereits vorhandene Recheneinheit R2 des Anästhesiebeatmungsgases ABV1 die Bereitstellung des Steuersignals STS sowie die Erfassung des Messsignals MS und das weitere Verfahren aus 6 bereitgestellt bzw. umgesetzt werden kann.
  • Die Analysevorrichtung AVI aus der 17 kann ebenso vorzugsweise eine Pumpe zur Förderung des Anästhesiebeatmungsgases von dem Y-Stück YS über die Probengasleitung LT hin zu der Analysevorrichtung AV1 aufweisen oder einen Anschluss an eine solche Pumpe.
  • Gemäß einer weiteren Ausgestaltung ABV2 gemäß der 18 weist ein Anästhesiebeatmungsgerät die Analysevorrichtung AVI aus der 17 als integralen Bestandteil auf. Hierbei weist die Vorrichtung ABV2 die Teilvorrichtung AVI auf, welche vorzugsweise die Teilvorrichtung AVI aus der 4 oder alternativ die Teilvorrichtung AVI' aus der 5 ist. Die Analysevorrichtung AVI ist mittels der Probengasleitung LT über einen Messgasport bzw. Messgasanschluss LTP an das Y-Stück YS gekoppelt.
  • Die Recheneinheit R22 ist hierbei ausgebildet, um die Funktionalität der Recheneinheit R aus der 4 bzw. der 5 bereitzustellen. Die Recheneinheit R22 ist also ausgebildet zur Durchführung des Bestimmungsschrittes BS aus der 6.
  • Die Recheneinheit R22 ist ferner ausgebildet, jene Funktionen durchzuführen, welche die Recheneinheit R23 aus der 16 durchführen kann. Ferner ist die Recheneinheit R2 aus der 17 ausgebildet, jene Funktionen durchzuführen, welche die Recheneinheit R23 aus der 16 durchführen kann.
  • Gemäß der 4 bzw. der 5 ist die Recheneinheit R der Ausgestaltung AV1 bzw. der Ausgestaltung AV2 der vorgeschlagenen Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases ferner ausgebildet, ein weiteres Steuersignal ST2 bereitzustellen, mittels dessen die Rechen- und Steuereinheit R2 in dem zweiten Betriebszustand die Infrarotstrahlungsquelle SQ in ihrer Amplitude gemäß einer Modulationsfrequenz f_MOD moduliert. Die Rechen- und Steuereinheit R wählt die Modulationsfrequenz für diese Amplitudenmodulation in Abhängigkeit der in den ersten Betriebszustand als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen.
  • Die Rechen- und Steuereinheit R der 4 bzw. 5 nimmt also vorzugsweise in dem ersten Betriebszustand eine Amplitudenmodulation des Strahler SQ in Abhängigkeit einer Modulationsfrequenz f_MOD vor.
  • Diese Amplitudenmodulation erfolgt vorzugsweise durch ein Sinussignal der Modulationsfrequenz f_MOD. Alternativ ist eine Amplitudenmodulation durch ein ON/OFF-Keying möglich.
  • Es ergibt sich also an dem Detektor D1 der 4 bzw. 5 anstelle des Messsignals MS1 ein moduliertes Messsignal MMS1, welches in der 10c gezeigt ist.
  • Dieses modulierte Messsignal MMS1 wird dann einem sogenannten Lock-In-Verstärker LIV zugeführt, welcher unter Bereitstellung eines Modulationssignals MODS, welches die zur Amplitudenmodulation des Strahler SQ verwendete Modulationsfrequenz f_MOD indiziert, eine Demodulation gemäß eines Lock-In-Verfahrens durchführt.
  • Somit ergibt sich dann hinter dem Lock-In-Verstärker LIV das erste Messsignal MS1.
  • Erfolgt ein Durchstimmen der zentralen Transmissionswellenlänge der Bandpassfilterfunktion, wie beispielsweise in der 11 in dem ersten Betriebszustand gezeigt, so muss die Frequenz f_MOD zur Amplitudenmodulation an die zeitliche Änderung der Transmissionswellenlänge TW aus 11 angepasst werden.
  • Die Modulationsfrequenz f_MOD für die Amplitudenmodulation muss hierbei höher sein als eine entsprechende Modulationsfrequenz einer Frequenzmodulation, welche sich durch die zeitliche Änderung der Transmissionswellenlänge TW ergibt.
  • Ein solches Wählen der Amplitudenmodulationsfrequenz f_MOD für die Amplitudenmodulation des Strahlers als eine Frequenz, welche höher ist als die Modulationsfrequenz einer Frequenzmodulation, welche sich durch die zeitliche Änderung der Transmissionswellenlänge TW in dem ersten Betriebszustand ergibt, ist deshalb notwendig, da für einen gedachten fixen Wert der Transmissionswellenlänge TW zumindest mehrere Perioden der Amplitudenmodulation die Bandpassfilterfunktion des Fabry-Perot-Interferometers an dieser fixen ersten Transmissionswellenlänge passieren müssen.
  • Da Infrarotstrahler, wie der Strahler SQ aus der 4 bzw. 5, einer Modulationsfrequenz zur Amplitudenmodulation nur bedingt folgen können, kann der Effekt auftreten, dass bei einer hohen Modulationsfrequenz zur Amplitudenmodulation sich die grundsätzliche Amplitude bzw. der Amplitudenhub des Strahlers SQ verkleinert, wodurch sich ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis verschlechtern kann.
  • Wurde beispielsweise, wie in der 11 dargestellt, nur ein einzelnes Anästhesiegas in dem ersten Betriebszustand BZ1 detektiert, so kann dann während des zweiten Betriebszustandes BZ2 die Transmissionswellenlänge TW zu der bevorzugten Wellenlänge WB1 als zeitlich konstant gewählt werden, wie zuvor erläutert.
  • Da während des zweiten Betriebszustandes BZ2 in der 11 die erste Transmissionswellenlänge TW konstant als die Wellenlänge WB1 gehalten werden kann, ist somit also während des zweiten Betriebszustandes eine geringe zeitliche Änderung bzw. gar keine zeitliche Änderung der ersten Transmissionswellenlänge TW vorhanden. Somit kann dann die Amplitudenmodulation des Strahlers SQ mit einer relativ geringen Modulationsfrequenz f_MOD durchgeführt werden.
  • Werden, wie gemäß 12 gezeigt, mehrere Anästhesiegase in dem ersten Betriebszustand BZ1 detektiert, so ist für eine Anästhesiegasmessung in den zweiten Betriebszustand BZ2 eine Veränderung der zentralen Transmissionswellenlänge TW über drei bevorzugte Wellenlängen hinweg notwendig, wie zuvor erläutert. Diese stärkere zeitliche Änderung der zentralen Transmissionswellenlänge TW in dem Fall einer Konzentrationsmessung für zwei Anästhesiegastypen gegenüber einer geringen zeitlichen Änderung der zentralen Transmissionswellenlänge TW in dem Fall einer Konzentrationsmessung für nur einen Anästhesiegastyp, wie in der 11 zuvor dargestellt, erfordert also eine höhere Modulationsfrequenz f_MOD zur Amplitudenmodulation.
  • Das Verfahren der Amplitudenmodulation ermöglicht eine Unempfindlichkeit bzw. geringere Empfindlichkeit gegen Gleichsignal- bzw. DC-Komponenten oder auch einem sogenannten 1/f-Rauschen.
  • In dem ersten Betriebszustand BZ1 muss nicht notwendigerweise eine Modulation des Strahlers gemäß einer Amplitudenmodulation durchgeführt werden. Alternativ kann auch ein Verfahren verwendet werden, bei welchem mittels eines Durchstimmens des Fabry-Perot-Interferometers in diesem ersten Betriebszustand eine solche Amplitudenmodulation simuliert wird, da die Übertragungsfunktion des Fabry-Perot-Interferometers nicht notwendigerweise konstant ist. Dieses Verfahren ist in dem Dokument DE 10 2012 007 030 A1 beschrieben. Die Demodulation, welche für eine Amplitudenmodulation ein Lock-In-Verfahren gemäß der 10c mittels eines Lock-In-Verstärkers LIV sein kann, muss dann aber für den ersten Betriebszustand durch ein Verfahren ersetzt werden, bei welchem sowohl eine Frequenzmodulation als auch eine Amplitudenmodulation der zentralen Transmissionswellenlänge aufgrund des genannten Verfahrens entsteht. Da gemäß dieses Verfahrens der Strahler SQ der 4 bzw. 5 hierbei nicht in seiner Amplitude moduliert wird, kann eine höhere Leistung am Detektor D1 bzw. D2 abgegriffen werden, als wenn eine Amplitudenmodulation des Strahlers SQ erfolgen würde.
  • Im Sinne dieser Anmeldung sind die zuvor genannten Bandpassfilterfunktionen BP1, ..., BP5 aus der 7 der genannten Fabry-Perot-Interferometer FPI1, FPI2 aus der 4 bzw. 5 variable Bandpassfilterfunktionen, welche jeweils hinsichtlich ihrer jeweiligen zentralen Transmissionswellenlänge TW, TW1, ..., TW5 in Abhängigkeit des Steuersignals ST aus den 4 bzw. 5 durchstimmbar sind.
  • Die Rechen- und Steuereinheit R aus den 4 bzw. 5 ist vorzugsweise als ein integriertes Hardwaremodul gegeben, wobei ein oder mehrere Teilelemente einer solchen Rechen- und Steuereinheit R durch Software programmierbar sind und/oder Schaltungen aufweisen, welche Software repräsentieren. Die Teilelemente der wenigstens einen Rechen- und Steuereinheit R sind hierbei untereinander zum Austausch von Daten und/oder Signalisierungsnachrichten verbunden. Vorzugsweise ist die wenigstens eine Rechen- und Steuereinheit R nicht durch ein einzelnes integriertes Hardwaremodul gegeben, sondern durch mehrere Hardwaremodule, welche zum Austausch von Daten und/oder Signalisierungsnachrichten mit einander verbunden sind, beispielsweise durch ein oder mehrere Bussysteme. Gleiches gilt für die Rechen- und Steuereinheiten R2, R22, R23 der 16, 17 bzw. 18.
  • Mit anderen Worten: Die Funktion der verschiedenen Rechen- und Steuereinheiten können also durch entsprechende Hardware gegeben sein. Hierbei handelt es sich vorzugweise um Hardware, welche Software in Form von Programmcode ausführt. Eine solche Einheit kann in Form eines Einzelprozessors oder eines Verbundes mehrerer Prozessoren realisiert sein. Der Ausdruck „Rechen- und Steuereinheiten” soll hierbei nicht ausschließlich als reine Hardware zur Ausführung von Software aufgefasst werden, sondern kann als ein digitaler Signalprozessor (DSP), ein Application Specific Integrated Circuit (ASIC), ein Field Programmable Gate Array (FPGA) oder als eine andere Art von Hardwareimplementierung gegeben sein.
  • Die in den Ausführungsbeispielen erwähnten Speichereinheiten ME, MEM können jeweils durch eine einzige oder aber jeweils durch mehrere Speichereinheiten gegeben sein. Eine solche Speichereinheiten ME, MEM kann ein integraler Teil einer entsprechenden Rechen- und Steuereinheiten R, R2, R22 bzw. R32 sein.
  • Bezugszeichenliste
    • ABG
      Anästhesiebeatmungsgas
      ABV1, ABV2, ABV3
      Anästhesiebeatmungsgerät
      AD
      Analog-Digitalwandler
      AE
      Anzeigeeinheit
      AGF
      Atemgasfördereinheit
      ANF
      Anästhesiegasfortleitung
      AV, AV1, AV2
      Anästhesiegasanalysevorrichtung
      AVI, AVII, AVI', AVII'
      Teilvorrichtung
      BP1, ..., BP5
      Bandpassfilterfunktion
      BPF1, BPF2
      Bandpassfilter
      BPFF1, BPFF2
      feste Bandpassfilterfunktion
      BS
      Bestimmungsschritt
      BSC
      Beatmungsschlauch
      BS1, ..., BS7
      Teilschritt
      BS11, BS12, BS51, BS52, BS53, BS51'
      Unterschritt
      BZ1
      erster Betriebszustand
      BZ2
      zweiter Betriebszustand
      CA
      Kohlendioxidabsorber
      DAS2
      Datensignal
      DNS
      Datennetzwerkschnittstelle
      DS
      Drucksensor
      DSS
      Drucksignal
      DSX1, DSX2, DS2, DS1
      Datenschnittstelle
      DSY
      Schnittstelle
      DUB
      Datensatz
      ED
      Eingabedaten
      EE
      Eingabeeinheit
      EP
      exspiratorischer Port
      FF1
      Filterfunktion
      FOF
      festes optisches Filter
      FPI1, FPI2
      Fabry-Perot-Interferometer
      FTW
      feste Transmissionswellenlänge
      GK
      Gasküvette
      GP
      Beatmungsgasprobe
      IP
      inspiratorischer Port
      KA, KC
      Konzentrationswerte
      KE
      Kolbeneinheit
      KO
      Kolben
      KV1, ..., KV7
      Absorptionskurve
      LIV
      Lock-In-Verstärker
      LT
      Probengasleitung
      LTP
      Messgasport
      LU
      Lunge
      M
      Motor
      ME, MEM
      Speichereinheit
      MMS1
      moduliertes Messsignal
      MODS
      Modulationssignal
      MP1, MP2, MP3
      Messpunkt
      MS1, MS2, MS100, MS
      Messsignal
      MSD1, MSD2, MSD100
      digitales Messsignal
      NG
      Narkosegasmischeinheit
      NGAS
      Steuersignal
      OF1, OF2
      optische Vorrichtung
      PT
      Patient
      PV
      Peep-Ventil
      R, R2, R22, R23
      Recheneinheit
      RV
      Rückschlagventil
      S
      Infrarotstrahlung
      S1, S2, TS1, TS2
      Intensität
      SQ
      Infrarotstrahlungsquelle
      ST, ST2
      Steuersignal
      STL
      Strahlteiler
      STS
      Steuersignal
      T1, T2
      Zeitdauer
      TM1, TM2, TM3, TMA, TMB, TMC, TMI, TMI', TMI'', TMI1
      Messzeitpunkt
      TW, TW1, TW2, TW3
      zentrale Transmissionswellenlänge
      VS
      Volumenstromsensor
      VSS
      Volumenstramsignal
      YS
      Y-Stück
      ZD
      Zuweisungsdatensatz
      ZD1, ..., ZD10
      Teildatensatz
      λ1, λ2, λ3, λC, λN
      Messwellenlänge
      λR
      Referenzwellenlänge
      WB
      Wellenlängenbereich
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
  • Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
  • Zitierte Patentliteratur
    • DE 10140998 C2 [0004]
    • DE 102012007030 A1 [0227]

Claims (16)

  1. Vorrichtung zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases, aufweisend – wenigstens eine Infrarot-Strahlungsquelle (SQ) zur Emission einer Infrarotstrahlung (S) entlang einer Messstrecke, – wenigstens eine in der Messtrecke angeordnete Gasküvette (GK) zu einer Aufnahme einer Beatmungsgasprobe (GK) des Anästhesiebeatmungsgases (ABG), – ein in der Messstrecke angeordnetes Fabry-Perot-Interferometer (FPI1, FPI2), mit einer Bandpassfilterfunktion (BP1), welche hinsichtlich ihrer zentralen Transmissionswellenlänge (TW) in Abhängigkeit eines Steuersignals (ST) durchstimmbar ist, – wenigstens einen an einem Ende der Messstrecke angeordneten Detektor (D1) zur Bereitstellung eines Messsignals (MS1), welches eine durch die Gasküvette (GK) und durch die Bandpassfilterfunktion (BP1) des Fabry-Perot-Interferometers (FPI1, FPI2) hindurch transmittierte Intensität (S1, TS1) der Infrarotstrahlung (S) indiziert, – sowie ferner wenigstens eine Rechen- und Steuereinheit (R) zur Bereitstellung des Steuersignals (ST) und ferner zur Erfassung des Messsignals (MS1), wobei die Rechen- und Steuereinheit (R) ferner ausgebildet ist, in einem ersten Betriebszustand (BZ1) – mittels des Steuersignals (ST) das Fabry-Perot-Interferometer (FPI1, FPI2) derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge (TW) einen vorgegebenen Wellenlängenbereich (WB) überstreicht, – sowie ferner auf Basis des Messsignals (MS1) für jeweilige, potentielle Anästhesiegastypen ein jeweiliges Vorhandensein in der Beatmungsgasprobe (GP) zu detektieren, und ferner in einem zweiten Betriebszustand (BZ2). – mittels des Steuersignals (ST) das Fabry-Perot-Interferometer (FPI1, FPI2) derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge (TW) einer bevorzugten Wellenlänge oder mehrerer bevorzugten Wellenlängen innerhalb eines Unterbereiches (UBA, ..., UBH) des vorgegebenen Wellenlängenbereiches (WB) entspricht, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R) den Unterbereich (UB) in Abhängigkeit von Anästhesiegastypen wählt, welche in dem ersten Betriebszustand (BZ1) als vorhanden detektiert wurden, – und auf Basis des Messsignals (MS1, MSD1) für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu nacheinander folgenden Zeitpunkten (TMI, TMI') zu bestimmen.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechen- und Steuereinheit (R) die eine bevorzugte Wellenlänge oder die mehreren bevorzugten Wellenlängen in Abhängigkeit der als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen wählt.
  3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest einige der Anästhesiegastypen Flurane sind.
  4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der vorgegebene Wellenlängenbereich (WB), welchen die zentrale Transmissionswellenlänge (TW) in dem ersten Betriebszustand (BZ1) überstreicht, zumindest einen Teilbereich von 8 μm bis 9 μm aufweist.
  5. Vorrichtung nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass die Rechen- und Steuereinheit (R) die eine bevorzugte Wellenlänge oder die mehreren bevorzugten Wellenlängen in Abhängigkeit eines Datensatzes (DUB) wählt, welcher für jeweilige Kombinationen von Anästhesiegastypen jeweilige Wellenlängenkombinationen oder jeweilige Unterbereiche indiziert.
  6. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechen- und Steuereinheit (R) die eine bevorzugte Wellenlänge oder die mehreren bevorzugten Wellenlängen so wählt, dass ein als vorhanden detektierter Anästhesiegastyp an wenigstens einer der bevorzugten Wellenlängen ein vorgegebenes Mindestmaß einer Leistungsabsorption der Infrarotstrahlung aufweist.
  7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Fabry-Perot-Interferometer (FPI2) mehrere Bandpassfilterfunktionen (BP1, BP2) unterschiedlicher Ordnung aufweist, – dass die Bandpassfilterfunktion (BP1) eine erste Bandpassfilterfunktion (BP1) von einer Ordnung erster Art mit der zentralen Transmissionswellenlänge (TW) als eine erste zentrale Transmissionswellenlänge (TW1) ist, – dass eine weitere Bandpassfilterfunktion (BP2) eine zweite Bandpassfilterfunktion (BP2) von einer Ordnung zweiter Art mit einer zweiten zentralen Transmissionswellenlänge (TW2) ist, – dass der Detektor (D1) ein erster Detektor (D1) ist, welcher zur Bereitstellung eines ersten Messsignals (MS1) ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette (GK) und durch die erste Bandpassfilterfunktion (BP1) des Fabry-Perot-Interferometers (FPI2) hindurch transmittierte erste Intensität (TS1) der Infrarotstrahlung (S) indiziert, – dass die Vorrichtung (AV2) ferner einen an dem Ende der Messstrecke angeordneten zweiten Detektor (D2) aufweist, welcher zur Bereitstellung eines zweiten Messsignals (MS2) ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette (GK) und durch die zweite Bandpassfilterfunktion (BP2) des Fabry-Perot-Interferometers (FPI2) hindurch transmittierte zweite Intensität (TS2) der Infrarotstrahlung (S) indiziert, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R) ferner ausgebildet ist, – in dem zweiten Betriebszustand (BZ2) mittels des Steuersignals (ST) das Fabry-Perot-Interferometer (FPI2) derart anzusteuern, dass die zweite zentrale Transmissionswellenlänge (TW2) zumindest zeitweise einer weiteren bevorzugten Wellenlängen zwischen 4 μm und 5 μm entspricht – und auf Basis des zweiten Messsignals (MS2) für Kohlendioxid mehrere Konzentrationswerte zu mehreren aufeinander folgenden Zeitpunkten (TMI'') zu bestimmen.
  8. Vorrichtung nach Anspruch 1, aufweisend ferner wenigstens ein festes optisches Filter (FOF), welches eine feste Bandpassfilterfunktion mit einer festen zentralen Transmissionswellenlänge zwischen 4 μm und 5 μm besitzt, dadurch gekennzeichnet, – dass der Detektor (D1) ein erster Detektor (D1) ist, welcher zur Bereitstellung eines ersten Messsignals (MS1) ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette (GK) und durch die Bandpassfilterfunktion (BP1) des Fabry-Perot-Interferometers (FPI1) hindurch transmittierte erste Intensität (S1) der Infrarotstrahlung (S) indiziert, – dass die Vorrichtung (AV1) ferner einen an dem Ende der Messstrecke angeordneten zweiten Detektor (DS100) aufweist, welcher zur Bereitstellung eines zweiten Messsignals (MS100) ausgebildet ist, welches eine durch die Gasküvette (GK) und durch die feste Bandpassfilterfunktion des festen optischen Filters (FOF) hindurch transmittierte zweite Intensität (S2) der Infrarotstrahlung (S) indiziert, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R) ausgebildet ist, wenigstens in dem zweiten Betriebszustand (BZ2) ferner auf Basis des zweiten Messsignals (MS100) für Kohlendioxid mehrere Konzentrationswerte zu mehreren aufeinander folgenden Zeitpunkten (TMI1) zu bestimmen.
  9. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, – dass die Vorrichtung (AV1, AV2) ferner eine Datenschnittstelle (DS1) aufweist, – und dass die Rechen- und Steuereinheit (R) ausgebildet ist, die Konzentrationswerte (KA) an der Datenschnittstelle (DS1) bereitzustellen.
  10. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (AV1, AV2) ferner einen Gasanschluss (GA) für eine Zufuhr der Beatmungsgasprobe (GP) des Anästhesiebeatmungsgases (ABG) aufweist.
  11. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Gasanschluss (GA) für einen Anschluss an einem Y-Stück (YS) eines Beatmungsschlauchs (BSC) ausgebildet ist.
  12. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die die Rechen- und Steuereinheit (R) ausgebildet ist, spätestens nach Ablauf einer maximalen Zeitdauer des zweiten Betriebszustandes (BZ2) von dem zweiten Betriebszustand (BZ2) zurück in den ersten Betriebszustand (BZ1) zu wechseln.
  13. Vorrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechen- und Steuereinheit (R) ausgebildet ist, Eingabedaten (ED) einer Eingabeeinheit (EE) entgegenzunehmen und ferner die maximale Zeitdauer des zweiten Betriebszustandes (BZ2) in Abhängigkeit der Eingabedaten (ED) zu wählen.
  14. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Rechen- und Steuereinheit (R) ausgebildet ist, in dem zweiten Betriebszustand (BZ2) mittels eines weiteren Steuersignals (ST2) die Infrarot-Strahlungsquelle (SQ) in Ihrer Amplitude gemäß einer Modulationsfrequenz zu modulieren, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R) die Modulationsfrequenz in Abhängigkeit der als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen aus dem ersten Betriebszustand (BZ1) wählt.
  15. Anästhesiebeatmungsgerät (AVB2) mit einer Vorrichtung nach Anspruch 1.
  16. Anästhesiebeatmungsgerät (ABV1) mit einer Rechen- und Steuereinheit (R2) zur Analyse eines Anästhesiebeatmungsgases, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R2) zu einer Bereitstellung eines Steuersignals (STS) und ferner zu einer Erfassung eines Messsignals (MS) ausgebildet ist, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R2) ferner ausgebildet ist, in einem ersten Betriebszustand (BZ1) – mittels des Steuersignals (STS) ein Fabry-Perot-Interferometer (FPI1, FPI2) derart anzusteuern, dass eine zentrale Transmissionswellenlänge (TW) einer Bandpassfilterfunktion (BP1) des Fabry-Perot-Interferometers (FPI1, FPI2) einen vorgegebenen Wellenlängenbereich (WB) überstreicht, – sowie ferner auf Basis des Messsignals (MS) für jeweilige, potentielle Anästhesiegastypen ein jeweiliges Vorhandensein in einer Beatmungsgasprobe des Anästhesiebeatmungsgases zu detektieren, und ferner in einem zweiten Betriebszustand (BZ2) – mittels des Steuersignals (STS) das Fabry-Perot-Interferometer (FPI1, FPI2) derart anzusteuern, dass die zentrale Transmissionswellenlänge (TW1) einer bevorzugten Wellenlänge oder mehrerer bevorzugten Wellenlängen innerhalb eines Unterbereiches (UBA, ..., UBH) des vorgegebenen Wellenlängenbereiches (WB) entspricht, wobei die Rechen- und Steuereinheit (R2) den Unterbereich (UBA, ..., UBH) in Abhängigkeit von als vorhanden detektierter Anästhesiegastypen wählt, – und auf Basis des Messsignals (MS) für die jeweiligen als vorhanden detektierten Anästhesiegastypen jeweils mehrere Konzentrationswerte zu mehreren aufeinander folgenden Zeitpunkten zu bestimmen.
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