DE1961539A1

DE1961539A1 - Verfahren und Apparat zum Messen und ueberwachen der mechanischen Impedanz von Koerpergeweben und Organsystemen

Info

Publication number: DE1961539A1
Application number: DE19691961539
Authority: DE
Inventors: Childs Warren L; Kahn Dr Med Alan R
Original assignee: HEALTH Tech CORP
Current assignee: HEALTH Tech CORP
Priority date: 1968-12-09
Filing date: 1969-12-08
Publication date: 1970-06-18
Also published as: GB1249410A; US3598111A; NL6917897A

Description

DR. O. DlTTMANN K. L. SCHIFF DR. A. ν. FÜNER DIPL. ING. P. STREHL

PATENTANWÄLTE 8 MÜNCHEN 8B POSTFACH 9B 01BO 8 MÜNCHEN 9O MARIAHILFPLATZ 2 & 3

Health Technology Corporation telefon: (Ο8Π)4Β4Ο4Ο& 443244

TELEGR.: EUROMARCPAT MÜNCHEN

Unsere Akte DÄ-K529(M-246)

8. Dezember 1969 KLS/hö.

Verfahren und Apparat zum Messen

und Überwachen der mechanisehen.IJopedanzT _:

von Körpergeweben und Organsystemen.

(Priorität der USA Patentanmeldung Nr. 782.220 vom 9. Dez.1968)

Das Gebiet der Erfindung

Die Järfindung bezieht sich auf eine neue Technik oder ein neues Verfahren und eine neue Apparatur zur Veranschlagung oder Bewertung der mechanischen Eigenschaften von verschiedenen j

Körpergeweben und -organsysteinen und insbesondere auf Atmungs- . i apparatur und auf die Messung der Lunganimpedanz.

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Kurz gesagt, handelt es sich bei der Erfindung um* abgestimmte mechanische und pneumatische Prinzipien verwendende Techniken oder ein Verfahren- und Apparate zur Veranschlagung oder Bewertung der" mechanischen Eigenschaften von Körpergeweben und -organsystemen» Der Apparat vibriert mit einer abgestimmten Frequenz und ist durch das spezifische, zu veranschlagende oder zu bewertende Gewebe oder Organsystem beladet, was eine Impedanz und eine Phasenwinkelverschiebung bewirkt. Von diesen Daten können die Widerstands- und Reaktivkomponenten der gemessenen Impedanz bestimmt werden.

■ Um eine Basis für die Beschreibung der Prinzipien

der Anwendbarkeit dieses Verfahrens zu legen, seien zunächst die in Betracht kommenden physiologischen Faktoren beschrieben» Der mechanische Vorgang des Ätmens beginnt infolge der Zusammenziehung von Muskeln des Zwerchfelles und der Brustkastenwand, wodurch innerhalb der Brusthöhle zur Änderung seines Volumens führende Kräfte erzeugt werden. Die Viskosität der Lungengewebe, der Widerstand der Luftwege gegen fr..§jL§ Luftströmung und die Elastizität der Lungengewebe und anderer Elemente des Brustkorbes sind jedoch alle bestrebt, die von den Muskeln entwickelten Kräfte an einer Änderung der Gestalt der Brusthöhle zu hindern. Tatsächlich muss ein gewisser negativer Druck im Brustkorb ent-

) wickelt werden, ehe diese hindernden Faktoren nachgeben und den Vorgang des Einatmens zulassen.

Die Fähigkeit der Lungen, den durch die Muskelzusammenziehung erzeugten Kräften nachzugeben oder sich diesen zu fügen, sei "Lungenfügsamkeit" ("Pulmonary Compliance") genannt, und'diese wird in Ausdrücken der innerhalb der Brust- ; strukturen entwickelten Drücke und der als Folge davon stattfindenden Luftströmung angegeben, Lungenfügsamkeit wird: geweih*-

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lieh durch gleichzeitige Ausführung von zwei Messungen bestimmt, Eine von diesen Messungen erfordert die Einführung eines teil- " weise aufgeblasenen Ballons herunter in den Hals in die Speiseröhre. Der Druck innerhalb dieses Ballons wird über ein verbindendes Rohr mit einer Druckmessvorrichtung gekuppelt und ist eine Reflexion des Druckes innerhalb des Brustkorbes. Die andere Messung ist die der Geschwindigkeit der Luftströmung in und aus dem Ätmung.3system, und sie wird unter Verwendung eines an eine Gesichtsmaske oder eine andere geeignete Ätmungsvorrx chtuiig angebrachten Flussmessers durchgeführt.'Das Potential der Lungen, si'ch den Atmungskräften zu fügen, kann dann durch Auswertung der Ergebnisse dieser zwei Messungen bestimmt werden„ Abnormal niedrige Fücisamkeit'swerte sind die Folge von verringerten Äusmassen der Luftwege, wie sie in asthmatischen Zuständen sichtbar werden, von Über-Äufblasen der Brust, wie es sich bei Emphysem oder Lungenerweiterung aeigt, von. Dehnung der Kapillaren cfer Lungenzirkulation und aer Ansammlung von Ödemflüssigkeit im Lungengewebe, wie sie in gewissen Arten von Herzversagen und in Zeiten über-■aä.sb'iger. Zuführung von intravenöser Flüssigkeit in Erscheinungtreten. Von aen Fügsamla itsdaten ist es gewöhnliclierweise nicht möglich au bestimmen, welcher dieser Faktoren für das Problem ver antwortlich ist.

Der 3tand ger Jechnik -

Quantitative Auswertung der Wirksamkeit des Atmungsmechanismus ist wichtig für die Verhinderung, die* Diagnose und die Therapie sine-·- grossen Zahl verschiedener Krankheitszustände. Krankheiten der Lungen selbst, wie Emphysem, Asthma und chronische bronchitis, verursachen mechanische Änderungen, die potentiell gemessen werden können. Da die Lungenzirkulation ein intimer Teil der Lungenstruktur ist, spiegeln sich gewisse Krankheiten des kardiovaskulären Systems in Änderungen der mechani- .

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BAD ORIGINAL

- 4 - ■ ■ '

sehen Eigenschaften der Lungen wider» Weiterhin verursachen - Flüssigkeit s an Sammlungen in dem. Lungengewebe, wenn die Körpergewebe veranlasst werden, übermässige Mengen von Wasser zu enthalten, mechanische Änderungen,. die bei akut kranken Personen besonders gefährlich sind und oft den Tod verursachen. Dieser letztere Zustand wird mit Lungenödem bezeichnet.

Die derzeitig bekannte Durchführung von Messungen

am Lungensystem umfassen schwierige und verwickelte Vorgänge, die beträchtliche Mitwirkung seitens des Patienten verlangen und die unbestimmte oder unspezifische Daten .liefern, von de-

H ηen eine Diagnose schwierig ableitbar ist. Bekannte Verfahren sind für die Durchführung von Massenilberprüfungen. oder -sichtungen zu verwickelt und für .fortlaufende Überwachungszwecke zu schwierig. Da sie die Mitwirkung des Patienten erfordern, sind sie für junge Kinder oder schwerkranke, komatöse oder unter der Einwirkung von Beruhigungs- oder Betäubungsmitteln stehende Patienten nicht verwendbar. Die wahrscheinlich nützlichsten Daten werden z.Zt. abgeleitet von Lungenfügsamkeitsmessungen erhalten, die aber für die Durchführung an akut kranken Patienten und neugeborenen Kindern gefährlich sind.

Der Stand der Technik bezüglich der Apparatur wird repräsentiert durch die "Dynamic Pulmonary Resistance" Vorrichi· " tung, die von der "Lexington Instruments Corporation" in Waltham, Massachusetts, USA hergestellt wird. Diese Vorrichtung ist auf Seite 3 der "Medical Electronics Hews", Juli 1968 beschrieben.

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BAD ORIGINAL

Zusammenfassung der Erfindung

Gernäss der vorliegenden Erfindung wird eine Quelle schnell pulsierender Luft auf die Lungen über die oberen Luft- oder Ätemwege angewendet„ Die Quelle dieser pulsierenden Luft ist empfindlich für den Grad der Behinderung der freien Luft» strömung, die durch das Lungensystem des angeschlossenen Patienten verursacht wird. Der Apparat ist fernerhin im Stande, -die Natur der Impedanz gegen die Luftströmung in seine reinen, durch Einengung der Luftwege oder durch Gewebeviskosität verursachten Widerstandskomponenten und seine reaktive, sich aus der Streckung der elastischen Strukturen in den Lungen- und Brustkorbwänden ergebende Komponente aufzulösen. Das Verfahren'umfasst auch Mittel zur Verarbeitung dieser Daten und die Präsentation derselben in einer für das klinische Personal bedeutsamen Form.

• - ■ ■ ■' I

Das menschliche Atmungafystem saheintsich wie min. \ abgestimmtes pneumatisches System zu verhalten. Dies ist das ' Ergebnis von mehreren, den mechanischen Vorgang des Atmens beeinflussenden Faktoren. Die Strömung von Luft in die Lungen und aus denselben heraus, wird eingeleitet durch die Entwicklung eines Druckgefälles zwischen den innersten Teilen der Lungencje« webe und der Aussenseite. Als Ergebnis dieses Druckabfalls ist die Luft bestrebt, in das Atmungssystem ein- oder aus demselben herauszuströmen. Diese Luftströmung wird durch mehrere Faktoren j behindert. Vor allem muss das Atmungssystem sein physikalisches Volumen ändern, um die Luftströmung zugestatten, J)ies erfordert, dass die Knochen, Muskeln und andere an der Atmung teilnehmende Gewebe ihre relativen Stellungen ändern müssen* Hierbei ergibt sich ein gewisser Betrag an Reibung und ein Teil der als Ergebnis des Pruckgefalles auftretenden Energie muss aufgewendet' wer- . \ den, um diese Keibungskräfte zu überwinden. Dies tritt als ein- ! fächer Widerstand gegen die Luftströmung in Erscheinung. Eine

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BAD ORIGiNAL

•zweite Quelle der Impedanz ergibt sich aus dar Notwendigkeit., ' " gewisse elastische Strukturen zu dehnen, um die Gestalt der Lungen zu ändern. Diese Strukturen umfassen elastische Fasern in den 'Lungengeweben selbst, die Muskeln der ßrustkorbwandung und die Auskleidungen des oberen Ätiaungsweges. In dieser Weise absorbierte Energie wird nicht verteilt sondern in diesen elastischen Strukturen vorübergehend absorbiert» Für diese Krörterung sei diese Type von Impedanz als elastische Reaktanz, Drosselung oder Gegenwirkung genannt. Eine dritte Quelle der Impedanz gegen die Luftströmung ergibt sich aus der innerhalb der Atmungswege enthaltenen Luftmasse. Wenn ein Fluiduia, wie Luft, in einem zylindrischen Rohr eingeschlossen ist, so zeigt, ebenso wie irgend eine andere Hasse Trägheit und hat das Bestraben, schnellen Änderungen deijstellung der Luft innerhalb des Rohres zu widerstehen, Für diese Erötterung sei dies Massenreaktanz genannt und es sei die Tatsache vermerkt, dass diese Type von Reaktanz,, während sie auch Energie speichert, sich in einer Weise verhält, die der vorher beschriebenen elastischen Reaktanz entgegengesetzt ist. Als Folge davon, neigen die elastische Reaktanz und die Massenreaktanz, wenn sie in dem gleichen mechanischen System auftreten, dazu, sich gegenseitig auszulöschen. Solch ein System wird * abgestimmt" genannt, und, wenn ein sinusförmig sich, ändernder Druck auf solch einem System aufgebracht wird, ist es möglich, die Frequenz der Änderung so zu wählen, dass diese beiden Reaktanzen sich genau auslöschen, und zu wissen, dass Impedanz vorliegt. Die Ätmungswege von menschlichenPatienten weisen solch ein System von Bfcfctanzen und Reibungswiderstand auf und sie scheinen bei einer Frequenz von 15 Hz resonant zu sein, wenn Druck von einer äusseren Quelle aufgebracht wird. Als Ergebnis wird ein normaler■ menschlicher Patient,/wenn 15 Hz eines sich sinusförmig ändernden Druckes auf die Person über eine Atmungsvorrichtung aufge*

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BAD ORiGfNAL

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bracht wird, nur den vorangehend beschriebenen Reibungswiderstand zeigen, und die durch den sich ändernden Druck erzeugte Strömung wird eng in Phase mit dein Äntriebsdruck erscheinen» Wenn jedoch mechanische Änderungen in den Lungen als Ergebnis eines KrankheitsVorgangs erzeugt werden, so wird dies delikate Gleichgewicht gestört, und ein grösserer Teil der aufgewendeten Energie wird in der Dehnung von elastischen Strukturen aufgespeichert. Als Ergebnis ist dis Ätiaungs system nicht länger auf die antreibende Frequenz "abgestimmt", und es entwickelt sich, eine Phasenverschiebung zwischen dem sinusförmigen Druck und der sich ergebenden sinusförmigen Luftströmung.

Demgemäss ist-ein Ziel ader Merkmal-der vorliegenden Erfindung eine neue Technik und einen neuen Apparat zur Veranscnlagung oder .Bewertung der mechanischen Eigenschaften der verschiedenen Körpergewebe und -organsysteme au schaffen, die einfach una schnell auso;eführt werden können, die nicht die Mitwirr kung des Patienten erfordern, die fortlaufend für Überwachungszwecke verwendet werden können und die genaue Daten liefern,

dij unmittelbar auf die spezifischen ICrankheitsvorgänge bezogen sind.

Ein anderes Ziel oder Merkmal der vorliegenden Erfindung ist die Schaffung eines Verfahrens zur bequemen Messung der mechanischen Eigenschaften der Lungen und der angeschlossenen jvhaungsapparatur zwecks Klassierung von Patienten, um Krankheiten au entdecken, zwecks Diagnose der spezifischen Probleme, zwecks Überwachung akut kranker Patienten und zwecks Verfolgung des Fortschrittes der Therapie.

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j Beschreibung der Zeichnungen

Fig. -1 veranschaulicht eine spezielle Ausführungsform- eines ■ erfindungsgemässen Apparates;

- Fig. 2 zeigt ein Impedanzdiagramm,von dem der Widerstand und die Reaktanz bestimmt werden könnenj

Fig. 3 und 4 zeigen von durch den erfindungsgemässen· Apparat ermittelten Daten aufgezeichnete Kurven*

Fig. 5 veranschaulicht eine alternative Ausbildungsform |l des erfindungsgemässen Apparates}

Fig. 6 und 7 veranschaulichen alternative Ausbildungen der erfindungsgemässen Luftantriebseinheitj

Fig. 8 zeigt einen, der in den Ausbildungen der Fig« I und 5 verwendeten Oszillatorkreisj

Fig. 9 zeigt die in der in Fig. 1 angegebenen Ausbildung verwendete Signalverstärker- und Amplitudenermittlungs-Schaltungj

j Fig. 10 zeigt die Phasendetektorschaltung, die in der in Fig. 1 beschriebenen Ausführung verwendet ist.

) ! Beschreibung besonderer Ausführungsbeispiele

. Fig. 1 ist ein Bloakdiagramm eines Apparates, der

gebaut wurde, um die Durchführbarkeit und die praktische Anwendbarkeit der Erfindung festzustellen. In Fig. 1 ist der Luftantrieb, der die Quelle pulsierender Luft ist, die wichtigste und' einzigartigste Komponente des Systems. Die Konstruktion und die Arbeitsweise des Luftantriebes werden später beschrieben werden. Allgemein gesagt, dient dies System zur Lieferung einer konstanten

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Menge sinusförmig wechselnder elektrischer Kraft zur Luftantriebseinheit. Die Luftantriebseinheit wird dadurch veranlasst, eine sich sinusförmig ändernde Luftströmung in den Patienten und aus demselben heraus über das Atmungsrohr"". _uncj di_e Atmungsvorrichtung zu liefern. Die Menge der tatsächlich durch den Luftantrieb bewegten Luft ist abhängig von dem Grad der Behinderung oder der Impedanz, die vom Atmungssystem des Patienten herrühren. Der Grad der Dämpfung der mechanischen Bewegung des Luftantreibers durch den Patienten wird dann detektiert, verstärkt und durch die übrige Schaltung analysiert.

Mehr speziell, wieder unter Bezugnahme auf Fig. 1, erzeugt die 0szillatorsehaltung 1 eine Wechselspannung, die sich mit der Geschwindigkeit von 15 Hz ändert. Diese Frequenz ist nicht kritisch und Signale von 5 Hz bis 50 Hz sind bei im Zusammenhang mit der Erfindung durchgeführten Versuchen verwendet worden. Dies ■Signal wird dann durch einen Leistungsverstärker 2 auf ein Leistungsniveau verstärkt, das in der Lage ist, die Luftantriebseinheit genügend zu aktivieren. Die Luftantriebseinheit 3 verwandelt die elektrische Energie dann in mechanische Bewegung, die verwendet wird, um eine kleine Luftmenge-in den Patienten herein- und aus demselben herauszubewegen.

Das tatsächliche Äusmass der innerhalb dar Luftantriebseinheit auftretenden mechanischen Bewegung hängt von der "Belastung* durch den Patienten ab, d.h* von einem Faktor, der bestrebt ist, den zeitlichen Verlauf der οsziIlatorisehen Bewegung innerhalb der Luftantriebseinheit zu dämpfen und zu beeinflussen. Diese Bewegungen werden durch eine Bawegungsfühleinrichtung innerhalb des Luftantreibers detektiert und in analoge elektrische, diese Bewegung beschreibende Signale umgewandelt. Letztere Signale werden durch einen Signal verstärker 4 verstärkt und gleichzeitig auf zwei getrennte, das Signal analysierende

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- ίο -

Detektorvorrichtungen aufgetragen. Der erste dieser Detektoren ist ein Ämplitudendetektor 5, der die Gesamtgrösse des elektrischen Signals ermittelt und dadurch die Gesamtimpedanz des Patienten gegen die Luftströmung von der Antriebseinheit beschreibende Informationen liefern kann. Der zweite Detektor, der Phasendetektor 6, bestimmt das Ausmass, in dem die Anbringung des Patienten eine Phasenänderung des von dem Signalverstärker detektierten elektrischen Signals oder ein "Äusser-Schritt-Sein* mit der elektrischen Energie von dem die LuftantrJebseinheit antreibenden Kraftverstärker verursacht hat. Um diese Funktion und den zeitlichen Vergleich auszuführen, muss der Phasendetektor gleichzeitig mit einem elektrischen Signal entweder von dem Oszillator 1 oder dem Kraftverstärker 2.beliefert werden·. In der gewählten Schaltung verwendet der Amplitudendetektor 5 auch diese zeitliche Information, um schneller auf Änderungen im Zustand des Patienten anzusprechen. Phasen und Amplitudeninformationen können dann auf elektrischen Metern 7 und 8 wiedergegeben werden, und gleichzeitig sind die elektrischen Signale, die die Phasen- und die Ämplitudeninformation 9 und 10 beschreiben, verfügbar für Einbringung in irgend eines einer Vielzahl von Äufzeichnungssystemen. Die mechanischen Reaktiv- und Widerstandseigenschaften des Ätmungssystems des Patienten in irgend einem. Äugenblickl&nnen dann von der in diesem Augenblick ermittelten Amplituden- und Phaseninformation kalkuliert werden.

Fig. 2 veranschaulicht eine Art und Weise, in der die Daten eines bestimmten Patienten präsentiert und untersucht werden können. In dieser Figur ist X der Widerstand oder Wirkwiderstand, Y die Reaktanz oder der Blindwiderstand und I die Impedanz oder der Scheinwiderstand. Irgend ein Einzelpunkt dieser Kurve I repräsentiert einen Impedanzwert. Sein direkter Ab-

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stand vom Ausgangspunkt der Kurve gibt die gesamte oder resul tierende Impedanz I wieder, und der Winkel unter dem diese Li nie von der Horizontalen- abweicht, bestimmt den Phasenwinkel Somit ist es in Kenntnis der Impedanzlänge und des Phasenwinkels möglich, den- Impedanzpunkt zu ermitteln. Die Reaktanz- und Widerstandswerte können dann bestimnrt werden durch Projek tierung dieses Punktes auf die horizontalen und senkrechten Achsen X und Y des-Diagramms..

Die Impedanz des Ätmungssystems eines bestimmten Patienten ist jedoch nicht konstant, und ändert sich mit dem Atmen des Patienten.

Fig. 3 zeigt inform von kleinen Kreuzen die Loci von Impeddiizpunkten, die von einem Patienten während eines einzigen Atmungskreislaufes durchschritten werden. Hierin bedeuten der Pfeil E Einatmen und der Pfeil A Ausatmen. Das Diagramm zeigt an, dass die Impedanz sich beim Ausatmen des Patienten erhöht und beim Einatmen verringert. Die punktierte Linie I veranschaulicht die Tatsache, dass sich in diesem Falle der Phar senwinkel während des Atmungskreislaufes nicht bedeutsam ändert, und dass nur die Amplitude variiert. Dies ist typisch für einen normalen Patienten. Der Widerstand gegen die Luftströmung-in die Lungen und aus denselben heraus wird hauptsächlich durch die Viskosität der Gewebe erzeugt, und repräsentiert Reibungsverluste an Energie. Die Reaktanz wird verursacht durch die elastischen Strukturen innerhalb des. Brustkorbes und der Lungen und seine Grosse ist ein Mass der zur Dehnung dieser elastischen Struktu-ren verwendeten Energiemenge, Fig. 3 veranschaulicht eine nor- : male Atmung, wo der Phasenwinkel während des gesamten Ätmungs* kreislaufes klein und konstant bleibt.

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Fig. 4 veranschaulicht einen beobachteten tatsäch-• liehen Fall, wo der Phasenwinkel während des Atmungskreislaufes " sich bedeutsam, ändert und verhältnismässig hoch von Anfang, an ist. Dieser Patient scheint bei der Einatmungsphase des Atmens normal zu sein, aber der phasenwinkel erhöht sich beim Ausatmen des Patienten erheblich über den normalen Wert, Dies ist die erwartete Kurve für einen Asthmapatienten.

; Das Auftragen dieser Kurve und die Erzeugung dieser

Diagramme von Hand stellt eine ermüdende Arbeit dar, und es ist oft wünschenswert, diese Informationen automatisch aufzutragen und darzustellen. Im Handel erhältliche Aufzeichnungssysteme arbeiten nicht in 'einer Weise, die die direkte Auftragung des Phasenwinkels gestatten und sie können daher diese Diagramme unter Verwendung der Amplituden und Phasendetektoren nicht erzeugen.

Fig. 5 veranschaulicht eine zweite Ausführungsform der Erfindung unter Verwendung einer abgeänderten Signalverarbeitungsschaltung, wo die Detektoren 5a und 6a den Widerstand und die Reaktanz direkt ermitteln. Wie bisher, erfordern diese ! Detektoren gleichzeitig Information von dem Oszillator. 1 oder ! dem Leistungsverstärker 2 und dem Kasten 3 der Fig. 1 über die Leitungen la bzw. 3a. Die Spannungen am Ausgang dieser Detektoren liefern gleichzeitig Widerstand- und Reaktanzdata, die ausreichend sind, um die Impedanz des Ätmungssystems des Patienten in jedem Augenblick zu bestimmen*

Durch Auftragen der Spannung vom Widerstandsdetek- , ; tor 5a über leiter X* auf die Schaltung, die einen konventionel- ! len .X, .Y Auf zeichner horizontal ersetzt, und der Signale" von ' dem Reaktanzdetektor 6a über Leiter Y* auf die Schaltung, die

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den Aufzeidmer senkrecht ersetzt, kann das Impedanzdiagramm automatisch beim Atmen des Patienten aufgezeichnet werden. Um solch ein Diagramm zu erzeugen, ist es nur erforderlich, die Atmungsvorrichtung am Gesicht des Patienten anzubringen, den .Aufζeiahner zu aktivieren und ihm za gestatten, die Dauer einer einzelnen Atmung aufzuzeichnen. Dieser Äufzeichner kann dann abgeschaltet werden und das Diagramm ist fertig.

TJm auf Fig. 1 zurückzukommen, so ist dort die Konstruktion der verwendeten Luftantriebseinheit 3 wiedergegeben. Von aussen sieht diese Einheit wie ein geschlossener Holzkasten aus, von dessen Flächen zwei biegsame Polyvinylchloridrohre 11 und 12 vorstehen. Eine Ätmungsvorrichtung 13 ist am Ende einer dieser biegsamen Rohre 11 befestigt. Im Kasten ist ein spezieller Audiosprecher 14 "Univeristy Sound Model C 8HC* angebracht. .Die speziellen Merkmale dieses Sprechers sinds

1. Er ist so entworfen, dass er wirksam bei sehr niedrigen Frequenzen arbeitet.

2. Er hat zwei identischeStimmspulen, die elektrisch nicht miteinander verbunden, aber an dem selben Sprecherkonus montiert sind.

3» Diese Stimmspulen sind so gewickelt* dass sie lange Spulen sind und die Magnetstrukturen an beiden Enden überlappen. Sie liefern dadurch lineares Ansprechen über weite Äuslenkungen des Spreaherkonusn

Eine der Sprecherspulen ist mit dem Ausgang des Leistungsverstärkers 2 verbunden und dient zum mechanisshen Antrieb des Sprecherkonus, Di© andere Spule dient zum Detektieren der Signalspannung, die die tatsächliche Bewegung des Spreaherkonus angibt. Letztere Spule bewegt sich in dem magnetischen Feld durch

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•die' Bewegung des Sprechers und erzeugt dadurch elektrische ' Signale, die proportional de^Gesohwindigkeit der Bewegung sind.

Der Sprecher 14 unterteilt das· Innere des Kastens in zwei Luftkainmern' 15 und 16. Die rückwärtige Kammer 15 ist verhältnismässig gross und vollkommen auf fünf Seiten von den Holzwänden und auf der sechsten Seite von der Rückflache des Sprechers 14 umschlossen. Bei seiner Bewegung muss der Sprecherkonus die Luft in der rückwärtigen Kammer 15 zusammendrücken und ausdehnen,, Die Vorderkammer 16 ist komplizierter und wird durch ^ . eine Reihe von geschichteten Holztafeln mit fortschreitend kleineren, aus ihren Mitten ausgeschnittenen Löchern gebildet, Nach Zusammenbau bilden-diese Tafeln einen Raum, der allmählich stufenförmig kleiner wird mit Erhöhung des Abstandes von der Vorderseitedes Sprecherkonus. Dieser Raum verkleinert sich trich- -j terartig zu einer Äusgangsöffnung, in die ein auf der Aussenseite ^; an das Atmungsrohr 11 angeschlossenes Nippel eingefügt ist. Eine

zweite Auslassöffnung ist in der selben Fläche exzentrisch an-] geordnet j,, und in diese ist ein anderes, mit dem Nebenrohr 12 aulsserhalb des Kastens verbundenes, Nippel eingefügt»

Damit dieses System sowohl Reaktanz als auch Widerstand messen kann, ist es wesentlich, dass das System selbst " . keine Phaaenverlagerung aufweist. Mit anderen Worten, das System muss mechanisch so abgestimmt sein^ dass seine mechanische Resonanz dieselbe Frequenz hat, wie der :Spannungs ausgang des Oszillators l-_a Unter diesen Bedingungen ist die auf die Antriebs-= j einheit 3 durch den Leistungsverstärker 2 aufgebrachte Spannung in Phase mit der tatsächlichen Bewegung das Sprecherkonus, was wiederum in Phase mit der Luftströmung aus der Ätmungsvorrich-• tung 13 ist,- und was weiterhin wiederiim in Phase mit dem elektrischen, von dem Signalverstärker 4 detektierten Signal ist. Unter

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diesen Bedingungen wird die Reaktanz des Systems, ohne Verbindung mit dem Patienten, Null sein, und die kleine, gemessene Im- pedanz wird durch den Widerstand gegen die Luftströmung iri den Rohren verursacht werden.' Ein die Konstruktion komplizierendes Merkmal ist durch die Tatsache bedingt, dass der Patient frei sein muss, in das System zu atmen, während die Messung an ihm ■ durchgeführt wird. Dies ist der Grund für die Vorsehung des Nebenrohres 12 an der Apparatur.

In der Theorie würde es ideal sein, wenn das System die Luft frei hin und her pumpen würde, während die Ätemvor« richtung 13 der Raumatmosphäre ausgesetzt wird, und wenn es keinerlei Auslenkung unterworfen wäre, während die Ätmungsvorrichtung 13 vollkommen abgeschlossen ist, sodass keine Luft durch das Atmungsrohr 11 fliessen kann. Infolge der Notwendigkeit, für ein Seitenrohr 13 kannnur eine Annäherung an diesen idealen Zustand erreicht werden und erfordert, dass das System auf einen Nullzustand sowie auf einen, maximalen Äusgangszustand abgestimmt ist. Die Luft innerhalb der zwei Kammern 15 und 16 ist komprimierbar und verhält sich- wie eine Reaktanz, die die Sprecherauslenkung veranlasst, der angelegten Spannung vom Leistungsverstärker voranzueilen, wenn sie in einer sinusförmigen Weise angetrieben wird. Die Luft innerhalb des Atmungsrohres 11 und im Nebenrohr 12 ist eingeschlossen und hat eine endliche, begrenzte Masse. Wenn eine sinusförmige Pulsation aufgebracht wird, so führt die Trägheit der Luft in diesen Rohren zu einer Reaktanz,die die Bewegung des Sprecherkonusses veranlasst, hinter dem Antriebs st rom vom Kraftverstärker 2 zurückzubleiben« Der i Äbstimmungsprozess umfasst die Auswahl von Kammergrössen und Rohrlängen, sodass diese Einflüsse einander genau ausgleichen und ί die Nettoreaktanz Null wird. Um die richtigen Abmessungen beim Ent- ' wurf einer spezifischen Antriebseinheit 3 auszuwählen, ist ös empfehlenswert, die Abstimmung experimentell in zwei Schritten durchzuführen. '

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Zunächst wird die Öffnung in der Ätmungsvorrichtung 13 dicht mittels eines Kork- oder Gummipfropfens blockiert. Unter diesen Umständen ist es wünschenswert, dass der Sprecher 14 sich einen minimalen Betrag bewege und dass das kleinstmögliche J elektrische Signal von der Fühlspule erhalten werde. Unter diesen Umständen hängt die Frequenz, bei der die Sprecherbewegung j ein Minimum ist, von der Grosse des Luftraumes in der vorderen Kammer 16 und den Längen und dem Durchmesser des· Nebenrohres 12 ab. Nachdem einmal eine Oszillatorfrequenz und die Ausbildung ι des den Sprecher enthaltenden Kasten ausgewählt sind, kann der : Nullzustand erreicht werden durch Auswahl der Länge des Neben- W j rohres 12, die ein Minimalsignal bei dieser Frequenz liefert.

Der zweite Schritt beinhaltet die Entfernung der Verstopfung von dem Atmungsrohr 11 und die Einstellung der Länge des letzteren, sodass ein maximales Ansprechen erreicht wird. Die Abstimmung für maximales Ansprechen ist abhängig von der Grosse der rückwärtigen Kammer 15, der Länge des Atmungsrohres 11 und der Länge des Nebenrohres 12,

Wenn das System richtig abgestimmt ist, so ist die Antriebsspannung in Phase mit der Signalspannung bei verschlossener Ätmungsvorrichtung 13 sowie wenn die Atmungsvorrichtung 13 zur Raumluft offen ist. Unter diesen Bedingungen bewirkt teilweise..Behinderung der Atemvorrichtung 13, dass das die Sprecherbewegung beschreibende Signal einen Wert erreicht, der zwischen der offenen und geschlossenen Stellung liegt und auch keine Phasenverschiebung ode^)rehung aufweist. Solch Teilbehinderung ist seiner Natur nach widerstandsartig. Wenn das System in dieser Weise abgestimmt ist, so ist seine Empfindlichkeit auf äussere Belastung durch das Ätmungssystem maximal, und, Phasenverschiebung kann nur erzeugt werden durch äussere Reaktanzen wie die, die durch das Ätmungssystem des der Untersuchung unterworfenen Patienten gegeben sind» ■ ,■

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Um maximale Übertragung von Luftpulsationen durch das Atmungsrohr 11 zu erzeugen, ist es wichtig, dass es keine grossen plötzlichen Änderungen im Durchmesser des Luftpfades gibt. Aus diesem Grunde wird der Vorderkammer 16 die Gestalt eines Konus durch geschichtete... Holzlagen gegeben»

Fig. 6 veranschaulicht eine aussere Ansicht der soeben beschriebenen Luftantriebseinheit 3« ^N

Fig. 7 veranschaulicht eine alternative Gestalt, bei der das Nebenrohr 12a eine Verlängerung oder ein Ansatz des Ätmungsrohres 11a ist. Während die Gestalt der Fig. 7 möglich ist und sich experimentell als in ähnlicher Weise arbeitend gezeigt hat, so ist sie weniger wünschenswert, da der Widerstand der Rohre eine grössere Rolle spielt und die Empfindlichkeit des Systems dadurch verringert wird.

Besondere Schaltungen, die für Verwendung gemäss dem Äusführungsbeispiel der Fig. 1 der Erfindung geeignet sind, sollen nun beschrieben werden.

In den Fig. 8, 9 und 10 sind die Bezeichnungen und Werte abgekürzt wiedergegeben« so bedeuten beispielsweise;.

K = Kiloohm, μ = iiF und MEG =» Megohm.

Fig. 8 zeigt eine Oszillatorschaltung, die ein sehr konstantes 15 Hz Signal mit sehr geringer Verzerrung liefert. Hohe Konstanz und niedrige Verzerrung sind unerbittlich starre Erfordernisse des Systems, weil jegliche leichte Abweichung von der Frequenz, auf die der Luftantrieb abgestimmt ist, mit dar Detektierung der Phasendifferenz interferiert. Fig. 8 zeigt einen Oszillator, in dem Verstärker 17 und 18 in einer Rückkopplungsschleife verbunden sind«,

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Die Abstimmung wird bestimmt durch Kondensatoren 19 " und 20 und Widerstände 21, 22, 23 und 23a. Während diese Komponenten eine niedrige Q-Schaltung bilden, ergibt ihr Einschluss in einen Schaltkreis mit den zwei Verstärkern einen Q-Vervielfacher und liefert dadurch eine sehr konstante Frequenz„

Als eigentümliches Merkmal dieser Schaltung ist ein FET (Feldeffekttransistor) 24 in die Rückkopplungsschleife eingesetzt, die den Verstärkungsgrad des Verstärkers 18 kontrolliert. Speziell ist der FET 2,4 mit derVerbindung der Widerstände 25 und 26 verbunden,? die im Rückkopplungspfad des Verstärkers 18 liegen. Der FET 24 stellt eine veränderliche Impedanz dar in Abhängigkeit von dem Äusgangssignal des Verstärkers 18, Diese Anordnung veranlasst den Verstärker ein Signal zu erzeugen, das konsistent ist mit den durch das System bedingten Anforderungen niedriger Verzerrung» ·

Die kritischen Schaltkreisparameter werden im folgen-

den wiedergegebeng

Widerstand 23 (Frequenz)

Widerstand 22 Widerstand 21 Kondensatoren 19 & 20· Widerstand 25 _ —■■> Widerstand 26 s< Verstärker 17 & 18 -■ FET 24

50 Kiloohm

100 KiIoohm

18 Kiloohm

10 Kiloohm

27 0hm

27 Kiloohm "Analog Device. Model 111 "2N4856*

In einer tatsächlichen Ausführungsform der Erfindung ist Leistungsverstärker 2 ein Einwatt-Leistungsverstärker konventioneller Ausbildung«,

Fig. 9 zeigt die.Schaltung für den Signalverstärker 4 und 'den Ämplitudendetektor 5 der Fig. 1«

Der Signalverdferker 27 der Fig. 9 ist von konventioneiler Bauart und liefert eine veränderliche, zwischen "20 und 30-fach liegende Verstärkung. Der Ausgang des Signalverstärkers 27

tfird gleichzeitig dem Eingang des Verstärkers 28 und durch Diode 31 dem Eingang des Verstärkers 29 zugeführt. Verstärker 28 wird als offene Schleife, d.h. ohne Rückkopplung betrieben. Das verstärkte Signal vom Verstärker 27 ist genügend gross, um den Verstärker 28 zu veranlassen, von Sättigung bis zum Abschalten angetrieben zu werden unter Erzeugung eines Reahteckwellen-Äusgangssignals mit einer Amplitude von - 13 Volt. Dieser Rechteckwellen* Ausgang des Verstärkers 28 wird aufrecht erhalten, unabhängig davon, ob die Ätemvorrichtung offen oder vollständig geschlossen ist, wobei die Lieferung eines konstanten Ämplitudensignals zum Eingang des Phasendetektors 6 ermöglicht wird.

Der Ausgang des Signalverstärkers 27 wird, zusätzlich zu seiner Zuführung zum Verstärker 28, durch die Diode 31 gleichgerichtet, lädt den Kondensator 33 auf und wird als Gleichstromspannung durch den Verstärker 28 abgenommen.

Als eigenartiges Merkmal dieser Schaltung wird" der Ausgang des Verstärkers 28 durch den Kondensator 35 und den Widerstand 36 differenziert. Das differenzierte Signal wird dann der Basis des Transistors 30 zugeführt und bewirkt die Einschaltung des letzteren einmal bei jeder Periode für die Dauer des differenzierten Ausganges des Verstärkers 28. Während der Zeit, dass Transistor 30 angeschaltet ist, wird der Kondensator 33 durch den Transistor 30 entladen. Nachdem Transistor 33 zu seinera nicht-leitenden (abgeschalteten) Zustand zurückkehrt., wird der Kondensator zu einem neuen Wert aufgeladen» Dies gestattet

004*2671600

BAD

J den Ausgang des Verstärkers 29 eine Eine-Periodeansprechzeit auf j Änderungen der Signalamplitude vom Verstärker 27 aufrechtzuer- : halten. Diode 32 befindet sich in der Rückkopplungsschleife des ' .Verstärkers 29 und ändert den Verstärkungsgrad des Verstärkers 29 zwecks Kompensation für die Leitfähigkeitseigenschaften in Durchlässrichtung der Diode 31, wodurch eine lineare Ansprache auf den Ausgang des Verstärkers 29 aufrechterhalten wird. Der • Ausgang des Verstärkers 29 wird einem Meter 28 zugeführt. Kondensator 34 wird für die gewünschte Dämpfung der Ansprache des Meters 8 ausgewählt.

Die kritischen Parameter der Schaltung sind:

Verstärker 27, 28 und 29 «-- "Analog Device Model 111" Transistor 30 -- "2N3646*

Dioden 31 und 32 -- ^ "IN27O" ^! Kondensator 33 . -- 2 uF

Kondensator 34 - — ausgewählt für gewünschte j Meteransprache

.Kondensator 35 -- 0,1 pF

Widerstand 36 ' -- ' 4,7 Kiloohm.

In Fig. 9 bedeuten: 60 = Nullausgleichspoten-

t tiometerj 61 = Verstärkungsabgleichpotentiometerj 62 = Anschluss zum Detektor und 63 Anschluss zum Aufzeichner.

j Fig. 10 veranschaulicht die Schaltung für den Pha-

i sendetektor 6 der Fig» I.

■ - Gleichzeitige Signale werden dem FET (Feldeffekttransistor-) 37 von dem Clipper (Verstärker 28 der Fig. 9) und von dem Leistungsverstärker 2 der Fig. 1 zugeführt. Das Rechteckwellensignal vom Clipper wird von dem Kondensator 38, den

009826/1600

196T539

Widerständen 39 und 40 und dem Transistor 41 verarbeitet, um einen Impuls mit einer Dauer von einer Millisekunde am Kollektor des Transistors 41 zu erreichen. Dieser Eine-MilIiSekunden-Impuls wird der Gatterverbindung des FET 37 zugeführt und bewirkt letzteren während der Dauer des Impulses zu leiten« Die 2-Volt Spitze der sinusförmigen veränderlichen Welle wird der Quellenverbindung des FET 37 durch ein phaseriverschiebendes Netzwerk zugeführt, wobei dies Netzwerk aus Potentiometer 42, Widerständen 43 und 44 und Kondensatoren 45 und 46 besteht» Während der Zeit, dass der FET 37 leitend ist, baut sich eine Ladung in dem Kondensator 47 auf, die ein Eingangssignal zum Verstärker 48 ergibt, das proportional der Phasendifferenz zwischen den beiden Eingangssignalen ist. Potentiometer 42 wird so eingestellt, dass/iine Nullablesung auf Meter 7 ergibt, wenn die zwei Eingangssignale in Phase sind.

Kondensator 49 wird so ausgewählt, dass sich die gewünschte Ansprache des Meters 7 ergibt.

Die kritischen Parameter des Schaltkreises sind;

FET (Feldeffekttransistor) 37 Kondensator 38 Potentiometer 39 Widerstand 40 Transistor 41 Potentiometer 42 Widerstand 43 Widerstand 41 Kondensator 44 Kondensator 46 Kondensator 47 Verstärker 48 Kondensator 49

9Ö2S/1SÖ8

"2N4856* 0,02 pF 100 Kiloohm 20 Kiloohm

100 0hm

33 Kiloohm 4,7 Kiloohm 10 uF
50 ^iF

IuF
"Analog D.evioe Model 111"

ausgewählt für die gewünschte Metaranspräche.

Fig. 10 zeigt ausserdem Anschlüsse 64 vom Clipper,, 65, vom Leistungsverstärker, und 66 zum Äufzeichner. Potentiometer 42 dient zum Zentrieren und Potentiometer 67 zum Verstärkungsabglei eh.

Die besondere Kombination des elektronischen Unter-• system-Moduls, die vorangehend und in den Fig. 1,5,8,9. und 10

beschrieben kw. veranschaulicht sind, kann eigentümliche Merk-· '■ male aufweisen,. Die wichtigste und eigentümlichste Komponente des Systems ist jedoch die Luftantriebseinheit 3. Die besondere,

ψ vorangehend beschriebene Bauart ist einfach eine von vielen möglichen Bauarten^ die die Abstimmung des mechanischen Systems in solcher Weise gestatten, dass sie keine Reaktanz aufweist, bis sie auf eine Last mit reaktiven Komponenten aufgebracht wird_o Es ist wichtig, dass die Antriebseinheit selbst eine Impedanz hat,, die verhältnismässig gut der Impedanz der Type des zu messenden Gewebes, in diesem Falle den Lungen= und Brustkorbwandun- ! gen angepasst ist_D Die beschriebene Technik ist allgemein anwendbar für die Messung der viskosen und elastischen Eigenschaften von vielen Körpergeweben. Ähnliche elektronische Moduls,. die an eine mechanische Antriebseinheit angeschlossen sind, wobei letztere auch für Null-Reaktanz abgestimmt'ist, können zum Messen der

L· ' viskoelastischen Eigenschaften' von Muskeln verwendet werden. Der Zweck der Verwendung einer mechanischen Antriebseinheit anstelle einer Luftantriebseinheit ist der, die höhere Impedanz des Muskelgewebes besser anzupassen. Die Messung der viskoelastischen Eigenschaften von verschiedenen Muskelgruppen ist für die Forschung und die Auswertung in der Praxis der Rehabilitierungsmedizin wichtig. Es wird erwartet, dass andere Gewebe auch unter Verwendung dieser Techniken gemessen werden können, um nützliche Information zu liefern,, ■ ·

0 0 ii 2 S/ 1S

In der Praxis hat es sich ergeben, dass der Phasenwinkel die wichtigste klinische Information liefert. Die gesamte Impedanz sowie der Widerstand können beachtlich während des&tmungskreislauf.es variieren, können beachtlich von Patient zu Patient variieren, und werden anscheinend nicht beachtlich geändert unter Umständen, wo eine Lungenerkrankung vorliegt. Der Phasenwinkel, der die Wirksamkeit des Atmungsvorgangs wiedergibt, wird jedoch beachtlich durch Krankheit" beeinflusst« Das bedeutsame Äusbildungsmerkmal dieses Systems ist somit die Tatsache, dass es abgestimmt ist, und die bedeutsamen Lei stungsmerkirtal e ! sind die, dass es Reaktanz und Widerstand detektieren kann, wo- j durch eine vollkommene Beschreibung der Impedanz und eine verbesserte diagnostische Fähigkeit zugelassen wird.

Ansprüche

009825/1SOQ

Claims

* Ansprüche ' _ .

( IjJ Verfahren zum Messen der mechanischen !Reaktanz und des Widerstandes von Körpergeweben, gekennzeichnet durch:

mechanisches Antreiben der Gewebe mit einer Kraft, die sich wiederholt mit einer Frequenz ändert, die der Resonanzfrequenz der Gewebestrukturen angenähert ist;

Detektieren der sich ergebenden Bewegung der Körpergewebe^ und

Vergleichen der resultierenden Bewegung mit. der Kraft, ura die Amplitude und die Phasendifferenz zwischen den beiden zu bestimmen und um dadurch"die Widerstands- und Reaktiveigenschaften der Gewebe zu bestimmen.
2. Verfahren des Messens der mechanischen Reaktanz und des ^ Widerstandes der Lungen eines Patienten, gekennzei cn net durch: ■ .

Zuführen von pulsierender Luft mit einer Kraft, die ach mit einer Frequenz ändert, die der Resonanzfrequenz des Lungengewebes angenähert ist, wobei diese Zuführung durch eine mit dem Atiiiungssystem des Patienten gekuppelte Atmungsvorrichtung erfolgt}

Messen der Bewegung der Luft zur Ätmungsvorrichtung und von derselbenj und

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DA-K529

- 25 - -

Detektieren der- Amplitude und der Phase der Lastbewegung relativ zu der Kraft, mit der die pulsierende Luft zu der Ätinungsvorrichtung zugeführt wird, wobei die Amplitude und die Phase ein Mass der Widerstands- und der Reaktiv-Eigenschaften der Lungen sind.
3. Apparat zum Messen des Widerstandes und der !Reaktanz der Lungen, g e k e η η ζ ei ahn et durchs

eine Luftantriebseinheit (3), die eine oszillierende Quelle von Luft in Ansprache auf deren Erregung erzeugt]

einen, die Luftantriebseinheit (3) erregenden Oszillator (1) mit einer Frequenz, die sich der Eesonanzenfrequehz der Lungen annähert j

eine mit der Luftantriebseinheit pneumatisch (Rohr 11) gekuppelte Atemvorrichtung (13), wobei die Luftantriebseinheit (3) mechanisch auf die Frequenz des Oszillators (1) abgestimmt ist, sodass die Bewegung der Luft in der Ätmungsvorrichtung (13) sich in Phase mit der durch die Luftantriebseinheit aufgebrachten Kraft befindet, wenn die Atmungsvorrichtung (13) abgeschlossen bzw. Atemvorrichtung offen istj

einen ersten Wandler zur Erzeugung eines ersten elektrischen Signals, das die auf die Luft in der Ätemvorrichtung (13) aufgewendete Kraft repräsentiertj

0-0*1267-1 600

einen zweiten Wandler, der ein zweites elektrisches" Signal erzeugt, das die tatsächliche Bewegung der Luft in der Ätmungsvorrichhung repräsentiert; und

' Meßschaltung (4,5,6,7,8), die auf das erste elektrische Signal und das zweite elektrische Signal anspricht zur Erzeugung von Ausgängen, die zusammen ein Impedanzprofil der Lungen liefern. ·
4„ Apparat nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch;

ein Seitenrohr (12), das pneumatisch die Luftantriebseinheit (3) und die Ätemvorrichtung (13) mit der Atmosphäre kuppelt, sodass normales Atmen durch die Ätmungsvorrichtung |13) hindurch ermöglicht wird.
5. Apparat zum Messen des Widerstandes und der Reaktanz der Lungen, gek en η ζ e i ahn et durch:

einen Luftantrieb (3) mit einer Membran (14)j

eine erste Spule zum Antreiben der Membran in oszillierender Bewegung in Ansprache auf ein zugeführtes elektrisches

Signal] ...'■'·■

einen Oszillator (1) zum Antrieb der ersten Spule mit einer gegebenen Frequenz·

. ■ - .-' 008*26/1600

eine iltraungsvorrichtung (13), die pneumatisch mit einer Karmier (16) auf einer Seite der Membran (14) gekuppelt ist";

eine aweite Spule, die auf der Ilembran (14) ange- -oracht ist und ein elektrisches Signal erzeugt, das die tatsächliche Bewegung der Membran (14) repräsentiert j

ein Phasendetektor (5) zum Vergleichen des der ersten 3 rale zugeführten Signals mit dem an der aweiten Spule auftretenden Signal zur BestiiMinung der relativen Phase zwischen den beiden Signalen·; und

einen Amolitudendetektor (6), auf den das die tatsächliche bewegung der Membran repräsentierende Signal aufgetragen wird Kur Erzauguncf eines Ausgangs, der die Grosse der Impedanz der Lungen repräsentiert.
6. Apparat nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch einen Aufzeichner zur Wiedergabe des Ausgangs des Phasendetektors (5) relativ zum Ausgang des Ämplitudendetektors (6) zur Darstellung des gesamten Impedanzprofils der Lungen.
7, Apparat nach Anspruch 5 oder 6, dadurch g e k e η η zeichnet, dass der Luftantrieb ein Gehäuse (3) aufweist, dass die lieiai>ran (14) in dem Gehäuse angeordnet ist und dieselbe~ in zwei Kammern (15,16) unterteilt, dass die Ätmungsvorrichtung (13) pneumatisch mit einer der beiden Kammern (Kammer 16) gekup-

009825/ 1S00

BAD ORfGiMAL

DÄ-K529

. - 28 -

pelt ist, und dass der Luftantrieb mechanisch auf die gegebene -Frequenz des Oszillators (1) abgestimmt ist, sodass die Bewegung der Membran (14) in Phase mit dem Signal von dem Oszillator (1) ist, wenn die Ätmungsvorrichtung (13) geschlossen bzw. geöffnet ' ist. ... -
8. Apparat zum Messen des Widerstandes und der Reaktanz der Lungen, geken'nzei ahnet durch:

- einen Luftantrieb mit einer Membran(14);

eine erste Spule zum Antrieb der !»iembran (14) mit einer oszillierenden Bewegung in Ansprache auf ein demselben zugeführtes elektrisches Signal;

einen Oszillator (1) zura Antreiben der ersten Spule mit einer gegebenen Frequenz j

eine mit einer Kammer (16) auf einer Seite der I'Iexa-. bran (14) pneumatisch gekuppelte Ätmungsvorrichtung (13);

eine zweite, auf der'Membran (14) montierte Spule, die ein die tatsächliche Bewegung der Membran (14) repräsentierendes Signal erzeugt;

eine:. Widerstandsdetektor (6a) zur Bestimmung der Grosse des Teiles der elektrischen, von der zweiten Spule erzeugten Signals, das in- Phase mit dem auf die erste Spule aufgetragenen elektrischen Signals ist; und

009825/1BQO V

BAD ORIGINAL

ein Reaktanzdetektor (6.a) zur Bestimmung der Grosse und der Polarität des Teiles des von der zweiten Spule erzeugten Signals, das 90° aus Phase mit dem (ir ersten Spule zugefuhrtan elektrischen Signal ist.
9. Apparat nach Anspruch 8, gekenn ζ ei ahnet durch einen Aufzeichner zur Wiedergabe des Ausganges des Widerstandsdetektors (6a) relativ zu dem Ausgang des Reaktanzdetektors (5a) zur Wiedergabe des gesamten Impedanzprofils der Lungen.

ooms/itoo