DE2513676A1

DE2513676A1 - Elektronisches geraet zur selbsttaetigen messung und anzeige des stroemungswiderstandes r der luft in den bronchienwegen und der elastance e des pulmonalgewebes

Info

Publication number: DE2513676A1
Application number: DE19752513676
Authority: DE
Inventors: Auf Nichtnennung Antrag
Original assignee: SORAM SA
Current assignee: SORAM SA
Priority date: 1974-05-08
Filing date: 1975-03-27
Publication date: 1975-11-13
Also published as: CA1057825A; SE7504318L; ES437172A1; IT1035630B; FI61272B; NL7505027A; DK145944B; FI61272C; NO751478L; SE396543B; ZA752948B; FR2269913A1; BE814753A; NL174804B; CH594399A5; AU8035075A; JPS5130193A; GB1504596A; DK201875A; US4036222A

Description

P AT E NTAN Υ/Ά LTi?

DR.-ING. VON !(REISLER DR.-ING. SCHÖN WALD DR.-ING. TH. MEYER DR. FUES DIPL.-CHEM. ALEK VON KREISLER

DIPL.-CHEM. CAROLA KELLER DRÄlNXaZKlöESieH DIPL.-ING. SELTING

DR.-ING. K.W. EISHOLD 5 KÖLN 1, DEICHMANNHAUS

26. März 1975 Sg-Is

SORAM S .A .

1 rue de la Cito, 1205 Gendve, Schweiz

Elektronisches Gerät zur selbsttätigen Messung und Anzeige des Strömungswiderstandes R der Luft in den .Bronchienwegen und der Elastance E des Pulrnonalgewebes

Die Erfindung betrifft ein elektronisches Gerät zur selbsttätigen Messung und Anzeige des Strömungswiderstandes R der Luft in den Bronchienwegen und der Elastance E des Pulmonalgewebes auf der Grundlage von Signalen, die die Luft-Durchgangsströmung beim Atmen und die Veränderung des endothorakxschen Druckes repräsentieren.

Es ist bekannt, daß die Bestimmung der Parameter R und E durch den Arzt von großer Bedeutung für die Diagnose sowohl bei pathologischen Zuständen der Atemwege als auch bei Veränderungen der Atemwege, z.B. infolge von Unfällen, ist. Die Medizin verfügt über verschiedene Methoden, denen sämtlich gemeinsam ist, daß die Änderung

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des endothorakischen Druckes durch Einführen eines Katheters in den Ösophagus ermittelt wird. Man kann zwischen solchen Methoden unterscheiden, mit denen die beiden Parameter gemeinsam ermittelt werden, und solchen Methoden, mit denen sie getrennt ermittelt werden.

Bei der bekannten Methode zur gleichzeitigen Bestimmung von R und E registriert man gleichzeitig als Funktion der Zeit die Änderung des endothorakischen Druckes, die orale Luft-Strömungsmenge beim Atmen und die Änderung des Pulmonalvolumens (durch kontinuierliche Integration über die Menge). Damit kann man durch grafische Analyse einen Wert für den Bronchialwiderstand R und die pulmonale Elastance für einen Halbzyklus der Atmung ermitteln, wobei die Phasen der Einatmung und der Ausatmung getrennt analysiert werden.

Der Hauptnachteil besteht darin, daß zur Erfassung des endothorakischen Druckes eine Kathetaisierung der Speiseröhre erforderlich ist, und dies ist von den Patienten häufig ungern gelitten und nicht leicht wiederholbar. Ferner sind häufig die Störungen, die durch Herzschläge auf das Barogramm der Speiseröhre ausgeübt werden, erheblich. Sie stören die genaue Bestimmung der gleichzeitigen Wendepunkte der Strömungsmenge oder der Zeitbestimmung der Strömungsmaxima. Schließlich dauern die grafische Analyse und die sich daraus ergebenden Berechnungen lange, insbesondere dann, wenn man eine ausreichende Anzahl von Halbzyklen der Atmung studieren will.

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Bei einer anderen Methode zur Bestimmung von R, die als "Interruption" bezeichnet wird, registriert man gleichzeitig die Menge der oralen Atmungsluft und den oralen Druck.

Während einer kurzen Unterbrechung (Interruption) der Strömung erfolgt ein augenblicklicher Ausgleich des oralen Druckes und des Alveolardruckes. Der Unterschied zwischen dem oralen Druck und dem Alveolardruck wird auf die entsprechende Luftströmungsmenge bezogen und erlaubt eine Abschätzung des Parameters R.

In der Praxis gibt es jedoch einen gewissen Grad an Ventilationsasynchronismus, der häufig pathologisch ist. Dabei ist die Zeit, die für den alveolaren und oralen Druckausgleich erforderlich ist, zu lang und übersteigt häufig die Zeitdauer der Interruption. Dabei ist die Interruption vorüber, bevor der vollständige Druckausgleich erfolgt ist. Der alveolare Druck wird daher zu gering bewertet und der Bestimmung des Parameters R haftet ein ganz bedeutender Fehler an.

Bei der Methode der Bestimmung von R, die Plethysmographie genannt wird, registriert man gleichzeitig in rechtwinkligen Koordinaten die Menge der oralen Atmungsluft und den interplethysmographisehen Druck, der den intraalveolaren Druck mit einer Korrektur repräsentiert. Die Korrektur wurde zuvor ermittelt, indem das Verhältnis des Volumens der piethysmographisehen Kabine und des Pulmonalvolumens in Ruhe festgestellt wurde.

Die Methode liefert korrekte und in hohem Maße repro-

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duzierbare Resultate für normale oder nur geringfügig vom Normalzustand abweichende Bronchialwiderstände R. Wenn jedoch die Eigenelastizität der Bronchienwände in erheblichem Maße eingreift, führt dies zu einer Phasenverschiebung, die manchmal bedeutend ist und oft während eines Atemzyklus zwischen dem der oralen Luftmenge entsprechenden Signal und dem dem "Alveolar"-Druck entsprechenden Signal variiert.

Der Verlauf der Tangenten an den Wendepunkten des Druck/ Mengen-Diagramms der in bestimmten Fällen vereinfacht wird, wird für andere Fälle komplizierter.

Wenn ferner eine lineare Approximation für die Kurven einfacher Art gerechtfertigt ist, so gilt dies gewiß nicht für solche Kurven, bei denen eine Phasenverschiebung und eine erhebliche Verformung vorhanden ist. Die lineare Approximation vernachläßigt vollständig den Verlauf eines Vorganges zwischen zwei charakteristischen Punkten, die selbst häufig willkürlich ausgewählt worden sind. Solche Ungenauigkeiten werden hinreichend durch die in der Literatur aufgetretene Zwietracht belegt: Die Widerstände werden bald als maximale Strömungsmenge, bald als maximaler Druck bezeichnet, von den deutschen Autoren werden sie als Gesamtwiderstände bezeichnet und häufig werden darunter nur die Widerstände am Ende der Ausatmung verstanden usw.

Nach einer Methode der Bestimmung von E registriert man simultan in rechtwinkligen Koordinaten den endothorakischen (ösophagisehen) Druck und die Veränderung des Pulmonalvolumens (Spirographie oder Integration der pneumotachographischen Menge).

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Der Parameter E wird durch die Neigung der die entsprechenden Punkte bei maximalem Pulmonalvolumen und bei minimalen Pulmonalvolumen verbindenden Geraden bestimmt (Inversion der Strömungsmenge).

Ganz wie bei der ersten erläuterten Methode erfordert die Erfassung des endothorakischen Druckes das Einführen eines Katheters in den ösophagus: Die methodologischen Forderungen sind sehr streng, was den Durchmesser und die Länge des Katheters, die Beschaffenheit des Ösophagus-Ballönchens und die Eigenschaften und die Leistungen der Meßwertaufnehmer betrifft. Diese Forderungen sind so scharf, daß die kleinste Abweichung manchmal erhebliche Fehler verursachen kann,

Weitere Nachteile, die jedem der bekannten Verfahren anhaften, bestehen darin, daß diese Verfahren Werte für E und R liefern, die im strengen Sinne nicht definiert werden können. Dies ist im wesentlichen auf die Tatsache zurückzuführen, daß die gemessenen Werte dieser Parameter einerseits von den Amplituden der betrachteten Signale abhängen, weil das Meßsystem nicht—linear ist, und andererseits darauf, daß der Spektralgehalt der betrachteten Signale stark von Störungen abhängt, die auf das Signal des ösophagusdruckes einwirken, beispielsweise durch Herzschläge oder durch die ösophaguskontraktionen.

Bestimmte Autoren haben sich einer Meßtechnik bedient, die der Ingenieurtechnik verwandt ist, der Methode der ersten Harmonischen, durch die der Einfluß der starken Störungen erheblich reduziert wird. Diese Methode er-

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fordert die Verwendung von Bandpaßfiltern, die auf die Atmungsfrequenz abgestimmt sind, und arbeitet danach mit einer grafischen Analyse, wie die klassischen Methoden. Das Verfahren weist einen schwerwiegenden Nachteil auf: Damit die Filter wirksam sind, müssen sie selektiv sein. Sie benötigen daher eine große Stabilität der Atmungsfrequenz, was man nur bei einzelnen Patienten erreichen kann.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein elektronisches Gerät zu schaffen, das die Nachteile der bekannten Verfahren vermeidet und eine kontinuierliche und simultane Messung der beiden Variablen R und E ermöglicht. Das Gerät reduziert die oben erwähnten Störungseffekte und errechnet kontinuierlich die Werte des Widerstandes und der Elastance und bringt sie zur Anzeige. Es errechnet automatisch den Widerstand der Bronchienwege und die pulmonale Elastance durch Auswertung der beiden elektrischen Signale, von denen das eine der oralen Strömungsmenge und das andere dem endothorakischen Druck proportional ist. Die Meßνorrichtung ist ferner nahezu vollständig unempfindlich sowohl gegen langsames Driften der Signa- Ie als auch gegen die harmonischen Bestandteile, gegen Herzeinflüsse und gegen parasitäre Geräusche. Die oben erwähnten gegenwärtig verwandten Methoden haben unter anderem den Nachteil gemeinsam, daß sie nur während stark begrenzter Zeiträume angewandt werden können. Der Aufenthalt in der plethysmograph!sehen Kabine und die Anwendung der oralen Interruption sind aus Gründen der äußeren Umstände nur für wenige Minuten möglich. Die Toleranz der ösophagischen Sonde ist darüber hinaus auf maximal einige zehn Minuten begrenzt.

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Aufgrund seiner erhöhten Fähigkeit der Unterdrückung systo-diastolischer Druckänderungen ermöglicht das erfindungsgemäße Gerät die Verwendung des Druckes der Zentralvene zur Messung der Atmungskomponente der Änderung des endothorakischen Druckes. Der endovenöse Katheter kann über mehrere Tage hinweg an seinem Platz bleiben und evtl. sogar mehrere Wochen. Sehr häufig wird bei Patienten, die operiert worden sind oder sich in der Intensivstation aufhalten, der Katheter endovenös in den Subklavia-Weg eingeführt, und von dort erfolgt die Bestimmung des endothorakischen Druckes, ohne daß weitere zusätzliche Eingriffe erforderlich wären. Der ösophagusweg bleibt frei für andere Erfordernisse der Intensivbehandlung: Ernährung des Patienten, Absaugung im Falle eines chirurgischen Eingriffes zur Beseitigung eines Verdauungsleidens usw.

Unter diesen Umständen genügt es, weiterhin die orale Luftströmungsmenge bei einem Patienten zu ermitteln, beispielsweise durch Pneumatographie, wobei er bei Besinnung sein kann oder nicht, und entweder frei atmet oder mit Unterstützung. Auf diese Weise kann man kontinuierlich die Werte der Parameter R und E bestimmen.

Ferner läßt der Raumbedarf der benötigten Apparaturen, insbesondere der des Plethysmographen, eine Verwendung der Geräte im Operationssaal und zusammen mit den für die Intensivbehandlung benötigten Geräten praktisch nicht zu, ebenso wie auch die Probleme der Sterilisation praktisch unüberwindlich sind. Im Gegensatz dazu hat das erfindungsgemäße Gerät einen wesentlich reduzierten Raumbedarf. Es ermöglicht eine kontinuierliche Verwen-

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dung im Rahmen einer Intensivbehandlung oder während der postoperativen und sogar während der präoperativen Überwachung. Sterilisationsprobleme gibt es praktisch nicht und der Raumbedarf ist so gering, daß das Gerät im Operationssaal verwendet werden kann, ohne die Ärzte zu behindern.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich dadurch aus, daß ein Vorverstärker für das Mengensignal, ein Vorverstärker für das Drucksignal und ein Integrator für das Mengensignal mit einer Mittelwert-Korrekturvorrichtung, einer elektronischen Steuereinheit und für jeden Parameter R und E mit einem automatischen Meßsystem ausgestattet sind, das einen Differentialverstärker, einen durch Multiplikation arbeitenden Phasendetektor eine Vorrichtung zur Errechnung des Mittelwertes über jede Atmungsperiode, und einen Integrator und Multiplikator enthält, wobei der Differentialverstärker die Differenz zwischen dem Drucksignal und zur Messung des Parameters R einem Signal, das der Menge mit einem Faktor o< im wesentlichen proportional ist, bildet, daß die Differenz phasenmäßig mit dem Mengensignal eines jeden Atmungszyklus zu einem durch die elektronische Steuereinheit bestimmten Augenblick verglichen wird, daß zur Ermittlung des Proportionalitätsfaktors o( über das Ergebnis des Vergleichs integriert wird, daß die Steuereinheit derart ausgebildet ist, daß sie nach einigen Atmungsperioden einen Gleichgewichtszustand einnimmt, für den die Phasenverschiebung zwischen dem Mengensignal und dem Signal, das gleich der Differenz zwischen dem Drucksignal und dem dem Mengensignal proportionalen Signal ist, 90° beträgt, was einem Ausgangssignal des Phasendetektors

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von nahezu Null und einem konstanten Proportionalitätsfaktor ex entspricht, der unter den Gleichgewichtsbedingungen gleich dem Bronchienwiderstand R ist, daß die Messung des Parameters E analog durch Errechnung der Differenz zwischen dem Drucksignal und einem dem Volumen mit einem Faktor/> proportionalen Signal, das, wenn das zweite automatische Meßsystem im Gleichgewichtszustand ist, etwa gleich dem Wert der Elastance des Pulmonalgewebes E ist.

In vorteilhafter Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, daß der Vorverstärker für das Drucksignal und der Integrator für das Mengensignal zur Ausschaltung des Mittelwertes der Druckänderung oder der Volumenänderung über £de Atmungsperiode einzeln in eine Rückkopplungsschleife geschaltet sind, derart, daß eine langsame Drift dieser Signale nahezu ohne Auswirkung auf die Genauigkeit der Messung der Parameter R und E bleibt.

Eine weitere bevorzugte Ausfuhrungsform der Erfindung zeichnet sich dadurch aus, daß die beiden automatischen Meßsysteme für die Parameter R und E jeweils Signale liefern, an denen der Zustand des Ungleichgewichtes jedes System feststellbar ist, und dJese einer elektronischen Entscheidungs- und Speichervorrichtung zuführen, die eine numerische Anzeige der Parameter zuläßt, wenn eine Gleichgewichtsposition eingenommen wird und einen Alarm auslöst, und das letzte richtige Speicherergebnis beibehält, so-bald unterschiedliche Experimentalbedingungen auftreten, und daß die elektronische Steuereinheit die beiden automatischen Systeme auf einen Befehl des Benutzers hin auf Null setzt.

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Das erfindungsgemäße Gerät erlaubt die Verarbeitung eines Volumensignals, das durch Veränderung der Impedanz des Thorax profundus gemessen ist, und eines Mengensignals, das von einer Meßeinrichtung für das Volumensignal abgeleitet ist. Ferner können endothorakische Drücke ausgewertet werden, die auf dem Wege der Zentralvene gemessen wurden.

Schließlich ist gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung vorgesehen, daß die Komponenten mit oder ohne den Mengenintegrator, mit oder ohne die automatische Meßeinrichtung zur Messung von R oder E und mit oder ohne die elektronische Entscheidungs- und Speichereinheit in einem gemeinsamen Gehäuse untergebracht sind.

Anhand der Zeichnungen werden die klassischen Verfahren der Bestimmung der Parameter R und E an fünf Figuren erläutert, während zwei Figuren eine Ausführungsform der Erfindung beschreiben.

Angesichts der Tatsache, daß die Technologie elektronischer Schaltungen in einer starken Entwicklungsphase ist, versteht sich, daß die dargestellten Schaltkreise lediglich angegeben wurden, um die Funktion des Gerätes zu erläutern. Sie können selbstverständlich leicht durch äquivalente Schaltungen mit vergleichbaren Leistungen ersetzt werden, die entweder miniaturisiert sind oder nicht. Insbesondere kann man den Integrator, der das Signal °< liefert, durch eine Verstärkungs- oder Integrationseinrichtung ersetzen, deren Verstärkungsfaktor als Funktion des Mengensignals und/oder der Atmungs-

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frequenz einstellbar ist. Ferner kann man einige oder alle Operationen, die bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel im Wege der Analogrechentechnik ausgeführt werden, auch auf numerischem Wege durchführen.

Es versteht sich ferner, daß alle verwendeten Symbole, die nicht gesondert beschrieben sind, die auf dem Gebiet der Elektronik übliche Bedeutung haben und die üblichen Funktionen ausüben.

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Die Erfindung wird im folgenden unter Bezugnahme auf die Figuren an einem Ausführungsbeispiel näher erläutert

Fig. 1 und 2 zeigen Kurvenverläufe, die man mit den klassischen Methoden zur gleichzeitigen Bestimmung der Parameter R und E erhält.

Fig. 3 verdeutlich anhand von Kurvenverläufen die als Interruptionsverfahren bezeichnete klassische Methode zur Bestimmung des Parameters R.

Fig. 4 und 5 zeigen Diagramme, in denen das Verhältnis von Luftmenge und Druck aufgetragen ist, und die man nach der plethysmograph!sehen Methode erhält.

Fig. 6 zeigt ein Blockschaltbild des erfindungsgemäßen Gerätes, und

Fig. 7 zeigt das Prinzipschaltbild der elektronischen Einrichtung des Gerätes nach Fig. 6.

Die klassischen Kurven la_f Ib und Ic (Fig. 1) stellen als Funktion der Zeit T jeweils den oralen Luftstrom ν (Liter/sek.), die Änderung des Pulmonalvolumens V (Liter) und clie Änderung des PIeuraldruckes P , (cm Wassersäule)

pi

dar. Der Maßstab die sei» Größen ist jeweils links von tife¹ Darstellung abgebildet. Derjenige Teil einer jeden Kurve, der zwischen den Zeitintervallen T -T₀ und T₀-T₁. liegt, entspricht jeweils der Einatmung bzw. der Ausatmung eines Atemzyklus. Die Ordinatenwerte V". und V zu den Zeitpunkten T, und T-, stellen jeweils die Maxiznalmengen bei der Einatmung und der Ausatmung dar, de-

?* fs Q C .".--■?/ O £ Q \i '_■■ <3 ί -. y / s/ ii Ϊ

nen die Neigungen des Widerstandsdruckes beim Einatmen Pres., und beim Ausatmen Pres., entsprechen. Der Ordinatenwert P , stellt die Änderung des elastischen Druckes dar.

Auf grafischem Wege erhält man die pulmonare Nachgiebigkeit Cl, die den inversen Wert der pulmonaren Elastance E darstellt, nach der Beziehung

_rl _ Y 1

^Pel ^E

und die Widerstände beim Einatmen R, und beim Ausatmen R nach den folgenden Beziehungen

Pres. Pres

R₄ = —r-± und R„ = ^e

V₁ ^e V₁

Die klassischen Kurven 2a, 2b und 2c (Fig. 2) sind denjenigen der Fig. 1 analog mit der Ausnahme, daß hier
der ösophagusdruck P als dasjenige Signal benutzt

6 S

wird, das die Änderung des endothorakischen Druckes
repräsentiert. Man erkennt deutlich, das Driften oder Abtreiben der Kurven von Zyklus zu Zyklus und die
Komplexität der Kurve 2c.

Die klassischen Kurven Ja und J>h (Fig. 3) repräsentieren jeweils das Gesetz der unterbrochenen Strömungsmenge ν in Litern/sek. und die Änderung des oralen
Druckes P in cm Wassersäule als Funktion der Zeit T. Die entsprechenden Maßstäbe sind in der Zeichnung jeweils rechts abgebildet. Derjenige Teil der Kurven,
der zwischen den Zeitintervallen T -T, und T,-T₂ liegt

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entspricht jeweils der Ausatmung bzw. der Einatmung während eines Atemzyklus. Die gemessenen Widerstände sind

P 5 5
R_e=^ = J^q = 5,5 cm H₂0/Liter/sek.

und R.- «= -S^S. = __ = 5,5 cm H₉0/Liter/sek. ι Vj^ -L, J- ^-

In den klassischen Diagrammen 4a bis 4e (Fig. 4) ist auf der Abszisse die Änderung des intra-plethysmographisehen Druckes in cm Wassersäule aufgetragen und auf der Ordinate die orale Luftatmungsmenge in Liter/sek. Die Neigung dieser Kurven wird als Mittelwert des Parameters R betrachtet .

Man sieht, daß die Neigung bei einer Kurve vom Typ 4a eindeutig zu bestimmen ist. Für eine Kurve des Typs 4b ist der Verlauf der Tangente im Biegungspunkt (die Steigung) noch relativ leicht festzustellen und die lineare Approximation ist streng genommen gerechtfertigt. Bei den Kurven des Typs 4c bis 4e kann dagegen der Verlauf der Tangente nur sehr schwer festgestellt werden und rechtfertigt daher diese Annäherung nicht mehr.

Bei der klassischen Kurve der Fig. 5 entspricht der Bereich oberhalb der Abszisse der Einatmung und der negative Bereich der Ausatmung. Die Neigungen stellen, ausgehend von dem Punkt M maximalen Strömungsdurchsatzes und maximalen Druckes, entweder "totale" Widerstände R. dar, die bei Maximaldruck gemessen sind, oder "mittlere" Widerstände R, gemessen bei maximalem Strömungsdurchsatz.

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Wie bereits gezeigt wurde, versagt diese Methode, da die Bronchialwiderstände von der Normalen divergieren.

Wenn eine Änderung des endothorakischen Druckes 1 (Fig. 6 und 7) und eine orale Luftströmungsmenge 2 mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung gemessen worden sind, wird das Drucksignal 3* das zuvor durch einen Verstärker 4 verstärkt und dessen langsame Drift durch eine Vorrichtung 5 korrigiert worden ist, dem Eingang eines Differentialverstärkers 7 zugeführt, während das Mengcnsignal 8, das zuvor von einem Verstärker 9 verstärkt und mit einer bei 10 erscheinenden Spannung c< multipliziert worden ist, an den zweiten Eingang 11 des Differentialverstärkers 7 gelegt wird. Die Differenz 12 dieser beiden Signale wird in einem Phasendetektor 13 phasenmäßig mit dem Mengensignal 8 verglichen. Der Phasendetektor besteht aus einem Multiplikator 14 und einer Vorrichtung zur Errechnung des Mittelwertes über eine Atmungsperiode. Diese Vorrichtung ist mit Hilfe eines an ein Filter l6 und einen elektronischen Schalter I7 angeschlossenen Integrationsverstärkers 15 realisiert. Der Schalter I7 ist normalerweise geöffnet. Er wird in jeder Atmungsperiode für eine ganz kurze Zeit geschlossen, um die Integrationsvorrichtung 15 auf Null zurückzusetzen.

Das Signal l8, das vor dem Schließen des Schalters 17 am Ausgang des Integrators erscheint, stellt den gesuchten Mittelwert dar und ist der Abweichung in bezug auf eine 90°-Phasenverschiebung der Signaldifferenz 12 gegenüber dem Mengensignal 8 quasi-proportional. Die in jeder Atmungsperiode gemessenen Phasenabweichungen

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18 werden in einer Speicher-Integrationseinrichtung akkumuliert, die aus einem an einen elektronischen Schalter 20 und einen manuell auf Null zurückstellbaren, normalerweise geschlossenen Schalter 21 angeschalteten Integrationsverstärker besteht. Vor dem Schließen des Schalters I7 wird der Schalter 20 ganz kurzzeitig geschlossen, um das Signal 18 in den Speicher-Integrator einzugeben. Die Spannung am Ausgang 22 des Speicher-Integrators 19 steigt daher in jedem Atemzyklus an, bis der Ausgangswert οζ nach Verstärkung durch den Verstärker 2J den Wert R annimmt, wodurch die Phasenverschiebung 18 infolge einer konstanten Gleichgewichtsspannung c< am Verstärker 23 zu Null wird.

Die automatische Meßvorrichtung zur Ermittlung des Parameters E arbeitet in ähnlicher Weise, mit dem Unterschied, daß das Drucksignal 3 nach Verstärkung und Korrektur dem Eingang 24 eines Differentialverstärkers 25 zugeführt wird. Am zweiten Eingang 26 des Differentialverstärkers 25 liegt das in dem Mengensignal 8 enthaltene Volumensignal 27, das durch eine Schaltungeinrichtung 28 durch Ausschaltung seiner langsamen Drift korrigiert und mit Hilfe einer Einrichtung 29 durch eine bei JO erscheinende Spannung ^? multipliziert ist. Die elektronischen Schalter I7, 31 und 20, 32 werden jeweils von Impulsen 33 und 34 gesteuert, die von einer Steuerschaltung 35 in Abhängigkeit von dem Mengensignal 8 erzeugt werden. Die beiden aufeinanderfolgenden Impulse 34 und 33 werden mit klassischen logischen Schaltkreisen beim Nulldurchgang des Mengensignals am Schluß der Einatmung erzeugt.

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Die Schaltungsanordnung 5 zur Korrektur der langsamen Drift des Drucksignals enthält einen Komparator verstärker 36, eine Einrichtung 37 mit einem durch die Impulse 33 gesteuerten elektronischen Schalter 38, zur Errechnung des Mittelwertes über eine Atmungsperiode und einen Speicherintegrator 29, der einen von den Impulsen 34 gesteuerten elektronischen Schalter 40 aufweist.

Der normalerweise geöffnete Schalter 38 wird in jeder Atemperiode für ganz kurze Zeit geschlossen, um die Vorrichtung 37 auf Null zu stellen. Das Signal 41, das vor dem Schließen von 38 am Ausgang des Verstärkers 37 erscheint, stellt den Mittelwert des Drucksignals 42 dar. Diese in jeder Atmungsperiode gemessenen Mittelwerte werden durch den Speicherintegrator 39 akkumuliert.

Die Spannung am Ausgang 43 steigt daher von Atemzyklus zu Atemzyklus an, bis ihr von dem verstärkten Drucksignal 1 subtrahierter Wert ein Signal 42 mit dem Mittelwert Null ergibt. Diesen Gleichgewichtszustand kann man nach einigen Atmungsperioden erhalten, und sogar in einer einzigen Periode, wenn der Verstärkungsfaktor der Vorrichtung 37 oder 39 sich sinnvoll als Funktion der Atmungsperiode ändert.

Die Vorrichtung 28 zur Korrektur der langsamen Drift eines Integrators 44 für die Strömungsmenge arbeitet im Prinzip ähnlich wie derjenige der Vorrichtung 5. Er enthält darüber hinaus einen elektronischen Schalter 45, der von den Impulsen 34 gesteuert wird und

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einen elektronischen Schalter 46, der von den Impulsen 33 gesteuert wird. Ein Schalter 45 dient zum Zurücksetzen des Integrators auf Null in jedem Atmungszyklus, und der Schalter 36 hat die Aufgabe, diesem Integrator einen Impuls von kurzer Dauer und einer solchen Höhe zuzuführen, daß der Mittelwert 47 des von der Vorrichtung 49 erzeugten Volumensignals 48 Null ist.

Der Gleichgewichtszustand wird nach einigen Atemzügen von neuem eingenommen, und, wenn der Verstärkungsfaktor des Integrators 15 entsprechend als Funktion der Atmungsperiode variiert, sogar in einer einzigen Atemperiode.

Die Vorrichtung zur Speicherung und Steuerung der Anzeige 51 des Gerätes enthält im wesentlichen eine Vorrichtung 52, die als einfacher Verstärker arbeitet, wenn die Schalter 53 und 54 geschlossen sind,und als Speicherschaltung, wenn die Schalter 53 und 54 geöffnet sind. Diese elektronischen Schalter 53 und 54 sind geschlossen, wenn das Ungleichgewichts-Signal l8 (oder sein Äquivalent in der Schleife E) hinreichend klein ist. Sie öffnen gleichzeitig, wenn das Signal l8 zu groß ist und ermöglichen so, daß die Vorrichtung 52 das Speichersignal 10 aufnimmt und ein Anzeigesignal 55 abgibt, das gleich dem letzten richtigen wahrgenommenen Wert des Signals 10 ist.

Die Steuerimpulse der Schalter 53 und 54 werden von einer Logikschaltung erzeugt, der das Signal 18 und die Impulse 34 zugeführt werden. Diese Logikschaltung liefert zur gleichen Zeit ein Alarmsignal 56, das eine Leuchtanzeige 57 auslöst, wenn die Vorrichtungen zur

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Errechnung von R oder von E im Ungleichgewichtszustand sind, um den Benutzer zu informieren, daß die angezeigten Werte Speicherwerte sind.

Schließlich sind vier Schalter 21 vorgesehen, um das Gerät auf Null zurückzusetzen.

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Claims

Ansprüche

l/ Elektronisches Gerät zur selbsttätigen Messung und Anzeige des Strömungswiderstandes R der Luft in den Bronchienwegen und der Elastance E des Pulmonalgewebes auf der Grundlage von Signalen, die die Luft-Durchgangsströmung beim Atmen und die Veränderung des endothorakischen Druckes repräsentieren, dadurch gekennzeichnet, daß ein Vorverstärker für das Mengensignal, ein Vorverstärker für das Drucksignal und ein Integrator für das Mengensignal mit einer Mittelwert-Korrekturvorrichtung, einer elektronischen Steuereinheit und für jeden Parameter R und E mit einem automatischen Meßsystem ausgestattet sind, das einen Differentialverstärker, einen durch Multiplikation arbeitenden Phasendetektor, eine Vorrichtung zur Errechnung des Mittelwertes über jede Atmungsperiode, und einen Integrator und Multiplikator enthält, wobei der Differentialverstärker die Differenz zwischen dem Drucksignal und zur Messung des Parameters R einem Signal, das der Menge mit einem Faktorei im wesentlichen proportional ist, bildet, daß die Differenz phasenmäßig mit dem Mengensignal eines jeden Atmungszyklus zu einem durch die elektronische Steuereinheit bestimmten Augenblick verglichen wird, daß zur Ermittlung des Proportionalitätsfaktors of über das Ergebnis des Vergleichs integriert wird, daß die Steuereinheit derart ausgebildet ist, daß sie nach einigen Atmungsperioden einen Gleichgewichtszustand einnimmt, für den die Phasenverschiebung zwischen dem Mengensignal und dem Signal, das gleich der Differenz zwischen

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dem Drueksignal und dem dem Mengensignal proportionalen Signal ist,9O⁰ beträgt, was einem Ausgangssignal des Phasendetektors von nahezu Null und ei- nem konstanten Proportionalitätsfaktor ** entspricht, der unter den Gleichgewichtsbedingungen gleich dem Bronchienwiderstand R ist, daß die Messung des Parameters E analog durch Errechnung der Differenz zwischen dem Drucksignal und einem dem Volumen mit einem Faktor/? proportionalen Signal, das, wenn das zweite automatische Meßsystem im Gleichgewichtszustand ist, etwa gleich dem Wert der Elastance des Pulmonalgewebes E ist.
2. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Vorverstärker für das Drucksignal und der Integrator für das Mengensignal zur Ausschaltung des Mittelwertes der Druckänderung oder der Volumenänderung über jede Atmungsperiode einzeln in eine Rückkopplungsschleife geschaltet sind, derart, daß eine langsame Drift dieser Signale nahezu ohne Auswirkung auf die Genauigkeit der Messung der Parameter R und E bleibt.
3. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden automatischen Mefisysteme für die Parameter R und E jeweils Signale liefern, an denen der Zustand des Ungleichgewichtes jedes Systems feststellbar ist und einer elektronischen Entscheidungs- und Speichervorrichtung zuführen, die eine numerische Anzeige der Parameter zuläßt, wenn eine Gleichgewichtsposition eingenommen wird und einen Alarm auslöst, und

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das letzte richtige Speicherergebnis beibehält, sobald unterschiedliche Experimentalbedxngungen auftreten, und daß die elektronische Steuereinheit die beiden automatischen Systeme auf einen Befehl des Benutzers hin auf Null setzt.
4. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß sie ein Volumensignal verarbeitet, das durch Änderung der Impedanz des Thorax profundus gemessen ist,sowie ein von dem Volumensignal abgeleitetes Mengensignal.
5. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet , daß sie Endothorakaldrücke verarbeitet, die durch den zentralen Venenweg gemessen sind.
6. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß seine Komponenten mit oder ohne den Mengenintegrator, mit oder ohne die automatische Meßeinrichtung zur Messung von R oder E und mit oder ohne die elektronische Entscheidungs- und Speichereinheit in einem gemeinsamen Gehäuse untergebracht sind.

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