DE2513676C3 - - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein elektronisches Gerät zur selbsttätigen Messung und kontinuierlichen simultanen Anzeige des Strömungswiderstandes R, dem der Luftstrom in den Bronchienwegen ausgesetzt ist mit Meßfühlern zur Ermittlung des endothorakischen Druckes p(t) und der Luftatmungsmenge v(t) und zur Umsetzung dieser Werte in analoge elektrische Spannungen, mit einer Integrationsschaltung zur Ermittlung eines Volumensignals aus dem Mengensignal und mit einer Rechenschaltung zur Ermittlung des Strömungswiderstandes aus dem Drucksignal und Jem Mengensignal.

.Die Bestimmung des StrömL<ngswkk rstandes R der Bronchienwege ist von großer Bedeutung für die Diagnose sowohl bei pathologischen Zuständen der Aiemwege als auch bei Veränderungen der Atemwege, Z.JJ. infolge von Unfällen. Bei einem bekannten Verfahren zur Ermittlung des Strömungswiderstandes Ä*(GeubelIe et Defechereux, »Calculateur airalogique pour mocanique ventilatoire«, A.I.M., Liege. Bulletin scientifique, 1970,4, Seiten 153 bis 161) werden der endothorakische Druck p(t) und die Luftatmungsmenge vft) mit Meßfühlern ermittelt Aus dem Mengensignal wird durch Integration ein Volumensignal erzeugt, das das eingeatmete Luftvolumen repräsentiert, und aus dem Drucksignal und dem Mengensignal wird mit einer analogen Rechenschaltung der Strömungswiderstand R bestimmt Außerdem kann das Verhältnis zwischen der Änderung des Pulmonalvo· lumens in Abhängigkeit vom jeweiligen Druck aufgezeichnet werden, so daß eine kontinuierliche Anzeige der Elastance oder der Elastizität des Pulmonalvolu mens erzielbarist

Bei dem bekannten Verfahren zur gleichzeitigen Bestimmung des .Strömungswiderstandes R und der Elastance E kann tnari durch grafische Analyse einen Wert für den Bronchialwiderstand R und die pulmonale Elastance £f für einen Halbzyklus der Atmung ermittelt, wobei die Phasen der Einatmung und der Ausatmung getrennt analysiert werden. Die bekannten Geräte die.ser Art haben den Machteil, daß sie außer den

periodisch veränderlichen Meßsignalen Gleichspannungen mitverarbeiten, die zeitlich langsamen Änderungen unterliegen, und daß sie zusätzlich noch andere Störspannungen, die insbesondere auf die Herzkontraktionen zurückzuführen sind, mitverarbeiten. Dadurch entstehen Fehler, durch die die Meßergebnisse verfälscht werden.

Aufgabe der Erfindung ist es, Fehler der genannten Art aus den Meßsignalen zu eliminieren.

Zur Lösung dieser Aufgabe ist erfindungsgemäß vorgesehen, daß die Rechenschaltung zur Ermittlung des Strömungswiderstandes einen Differenzverstärker enthält, an dessen einem Eingang das Druclcsignal liegt, daß das Ausgangssignal des Differenzverstärkers in einem Multiplikation- Phasendetektor mit dem Mengensignal verglichen wird, daß das Ausgangssignal des Multiplikations-Phasendetektors einem Speicherintegrator zugeführt wird, dessen Ausgangssignal nach MultipUzierung mit dem Mengensignal an den zweiten Eingang des Differenzverstärkers gelegt wird, und daß das Ausgangssignal des Speicherintegrators einer Anzeigevorrichtung zugeführt wird, die von dem Aiisgangssignal des Phasendetektors gesteuert rät

Bei dem erfindungsgemäßen Gerät wird das Drucksignal dem Differenzverstärker zugeführt, der mit dem Phasendetektor verbunden ist. Dem anderen Eingang des Phasendetektors wird das Mengensignal zugeführt Die beiden Signale müssen normalerweise einen Phasenunterschied von 90° haben. Weicht der festgestellte Phasenunterschied von 90° ab, so wird ein Fehlersignal erzeugt. Dieses wird der Anzeigevorrichtung zugeführt. Die Fehlersignale der einzelnen Atmungszyklen werden in dem Speicherintegrator integriert Das Signal, das am Ausgang des Speicherintegrators entsteht, wird mit dem Mengensignal multipliziert und dem zweiten Eingang des Differenzverstärkers zugeführt. Der Gleichgewichtszustand, d. h. derjenige Zustand, in dem das Ausgangssignal des Speicherintegrators dem gesuchten Meßwert R entspricht, ist erreicht, wenn das Fehlersignal Null wird. In diesem Fall erhöht sich d~r Signalpegel im Speicherintegrator bei den nachfolgenden Atmungszyklen nicht mehr, so daß das Mengensignal mit einem konstanter. Faktor multipliziert und das Multiplikationsergebnis auf den zweiten Eingang des Differenzverstärkers rückgekoppelt wird. Es wird also ein Korrekturfaktor gebildet der sich nach der Inbetriebnahme des Meßgerätes während einiger weniger Atmungszyklen aufbaut in denen der Speicherintegrator aufgeladen wird.

Solange das Fehlersignal nicht Null ist wird die Anzeigevorrichtung abgeschaltet Sie wird erst eingeschaltet wenn der Ausgleichszustand erreicht ist

Gemäß einer vorteilhaften Weiterbildung der Erfindung ist vorgesehen, daß eine zusätzliche Rechenschaltung zur Ermittlung der Elastance des Pulmonalgewebes einen Differenzverstärker enthält, an dessen einem Eingang das Drucksignal liegt daß das Ausgangssignal des Differenzverstärkers in einem Multiplikations-Phasejidetektor mit dem Volumensignal vergleichen wird, daß das Ausgangssignal des Multiplikations-Phasendetektors einem Speicherintegrator zugeführt wird, dessen Ausgangssignal nach Multiplizierung mit dem Volumensignal an den zweiten Eingang des Differenz-Verstärkers gelegt wird, und daß das Ausgangssignal des Speicherintegrators einer Anzeigevorrichtung zugeführt wird, die von dem Ausgangssignal des Phasendetektor.s gesteuert ist

Hierbei wird aus dem iitfömungssignal (Mengensi-

gnal) zunächst durch Integration über die Strömungsmenge das Volumensignal erzeugt, das zusammen mit dem Drucksignal verarbeitet wird.

Das erfindungsgemäße Gerät errechnet automatiscn den Widerstand der Bronchienwege und die Pulmonalelastance durch Auswertung der beiden elektrischen Signale, von denen das eine der oralen Strömungsmenge und das andere dem endothorakischen Druck entspricht Die Meßvorrichtung ist nahezu vollständig unempfindlich gegen langsame Signaldriften und gegen Störungen, die durch Fremdfrequenzen entstehen können, wie beispielsweise die Einflüsse von Herzschlägen oder parasitäre Geräusche.

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 wurde. Ferner können endothorakische Drücke ausgewertet werden, die in der Zentralvene gemessen wurden.

Anhand der Zeichnungen werden z·· ächst einige der üblichen konventionellen Verfahren rur Bestimmung der Parameter R und E an fünf Figuren erläutert Anschließend wird eine Ausführungsform der Erfindung beschrieben.

Angesichts der Tatsache, daß die Technologie elektronischer Schaltungen in einer starken Entwicklungsphase ist ist klar, daß die Schaltung nicht auf die Verwendung der dargestellten Schaltkreise beschränkt ist Es können selbstverständlich einzelne Schaltkreise durch äquivalente Schaltungen mit vergleichbarem Übertragungsverhalten ersetzt werden, die entweder miniaturisiert sind oder nicht Insbesondere kann man den Integrator, der das Signal α liefert, durch eine Verstärkungs- oder Integrationseinrichtung ersetzen, deren Verstärkungsfaktor als Funktion des Mengensignals und/oder der Atmungsfrequenz einstellbar ist. Ferner kann man einige oder alle Operationen, die bei dem beschriebenen Ausführungsbeispiel in Anai^grechentechnik realisiert sind, auch auf numerischem Weg durchführen.

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

F i g. 1 und 2 zeigen Kurvenverläufe, die man mit den klassischen Methoden zur gleichzeitigen Bestimmung der Parameter Λ und £erhält;

F i g. 3 verdeutlicht anhand von Kurvenverläufen die als Interruptionsverfahren bezeichnete klassische Methode zur Bestimmung des Parameters R;

F i g. 4 und 5 zeigen Diagramme, in denen das Verhältnis von Luftmenge und Druck aufgetragen ist und die man nach der plpthysmographischen Methode erhält

F i g. 6 zeigt ein Blockschaltbild des erfindungsgemä-Ben Gerätes, und

F i g. 7 zeigt das Prinzipschaltbild der elektronischen Einrichtung des Gerätes nach F i g. 6.

Die klassischen Kurven 1 a, 1 b und lc (F i g. 1) stellen bo als Funktion der Zeit Tjeweils den oralen Luftstrom V (Liter/sek), die Änderung des Pulmonalvolumens V (Liter) und die Änderung des Pleuraldruckes P_pi (cm .Wassersäule) dar. Der Maßstab dieser Größen ist jeweils links von der Darstellung abgebildet Derjenige Teil einer jeden Kurve, der zwischen den Zeitintervallen To-72 und T₂ -Ι» liegt, entspricht jeweils der Einatmung bzw. der Ausatmung eines Atemzyklus. Die Ordinatenwerte V/und V_c zu den Zeitpunkten T\ und T₃

stellen jeweils die Maximalmengen bei der Einatmung und der Ausatmung dar, denen die Neigungen des Widerstandsdruckes beim Einatmen Presi und beim Ausatmen Pres_e entsprechen. Der Ordinatenwert Pci stellt die Änderung des elastischen Druckes dar.

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

IO

ei= V^L

P_t, E

und die Widerstände beim Einatmen R\ und beim Ausatmen /?_ehach den folgenden Beziehungen

D _ Pres,

Pres,

Die klassischen Kurven 2a, 2b und 2c (F i g. 2) sind denjenigen der Fig. 1 analog mit der Ausnahme, daß hier der Ösophagusdruck Ρ_ω als dasjenige Signal benutzt 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 3a und 3b (F i g. 3) repräsentieren jeweils das Gesetz der unterbrochenen Strömungsmenge V in Litern/sek und die Änderung des oralen Druckes P₂O 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 To— 71 und 71 — 72 liegt, entspricht jeweils der Ausatmung bzw. der Einatmung während eines Atemzyklus. Die gemessenen Widerstände sind

R_e = ^⁵ = ^- = 5,5 cm H₂O/Liter/sek

P ^O

R. = ίψ = pr = 5,5 cm H₂O/Liter/sek.

15

25

30

35

45

50

In den klassischen Diagrammen 4a bis 4e (Fig.4) ist auf der Abszisse die Änderung des intraplethysmographischen 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 sireng 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 F i g. 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 R₁ dar, die bei Maximaldruck gemessen sind, oder »mittlere« Widerstände R, gemessen bei maximalem Strömungsdurchsatz. 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 6 eines Differentialverstärkers 7 zugeführt, während das Mengensignal 8, das zuvor von einem Verstärker 9 verstärkt und mit einer bei 10 erscheinenden Spannung « multipliziert worden ist, an den zweiten Eingang 11 des Differentialverstärkers 7 gelegt wird. Die Differenz 12 dieser beiden ^ipnale wird in einem Phasendetektor i3 phasenmäßig mit dem Mengensignai 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 16/? und einen elektronischen Schalter 17 angeschlossenen Integrationsverstärkers 15/? realisiert. Der Schalter 17 ist normalerweise geöffnet Er wird in jeder Atmungsperiode für eine ganz kurze Zeit geschlosser·, am die Integratronsvorrichtung 15/? auf Null zurückzusetzen.

Das Signal 18, 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 quasiproportional. Die in jeder Atmungsperiode gemessenen Phasenabweichungen 18 werden in einem Speicherintegrator 19/? akkumuliert der 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 17 wird der Schalter 20 ganz kurzzeitig geschlossen, um das Signal 18 in den Speicherintegrator 19/? einzugeben. Die Spannung am Ausgang 22 des Speicheriniegrators 19/? steigt daher in jedem Atemzyklus an, bis der Ausgangswert <x nach Verstärkung durch den Verstärker 23 den Wert R annimmt wodurch die Phasenverschiebung 18 infolge einer konstanten Gleichgewichtsspannung <x am Verstärker 23 zu Null wird

In dem Multiplizierer 29/? wird die Spannung α mit dem Mengensignal 8 multipliziert und das Ergebnis wird dem zweiten Eingang des Differenzverstärkers 7 zugeführt

Die automatische Meßvorrichtung zur Ermittlung des Parameters E arbeitet in ähnlicher Weise, mit dem Unterschied, daß das Drucksignal 3 nach Verstärkung und Korrektur dem ersten Eingang 24 eines Differentialverstärkers 25 zugeführt wird Am zweiten Eingang 26 des Differentialverstärkers 25 liegt das durch Integration aus dem Mengensignal 8 entstandene Volumensignal 27, das durch eine Schaltungseinrichtung 28 durch Ausschaltung seiner langsamen Drift korrigiert wurde. In dem Multiplizierer 29E erfolgt eine Multiplikation des Volumensignals 27 mit der bei 30 erscheinenden Ausgangsspannung β des Speicherintegrators ISS Das Mulüplikationsergebr.is wird dem zweiten Eingang des Differentialverstärkers 25 zugeführt In einem weiteren Multiplizierer 14£ wird das

Ausgangssignal des Differentialverstärkers 25 mit dem Volumensignal 27 multipliziert und das Ergebnis wird über das Filter 16£ einem Integrator 15£" zugeführt, der über den Schalter 31 rücksetzbar ist.

Die elektronischen Schalter 17,31 und 20,32 werden jeweils von Impulsen 33 und 34 gesteuert, die von einer Steuerschaltung 35 in Abhängigkeit von dem MengensigVil 8 erzeugt werden. Die beiden aufeinanderfolgenden r.hpulse 34 und 33 werden mit klassischen logischen Schaltkreisen beim Nulldurchgang des Mengensignals • am Schluß der Einatmung erzeugt.

Die Schaltungsanordnung 5 zur Korrektur der langsamen Drift des Drucksignals enthält einen Romparatorverstärker 36, eine Einrichtung 37 mit einem durch die Impulse 33 geseuerten elektronischen Schalter 38, zur Errechnung des Mittelwertes über eine Atmungsperiode und einen Speicherintegrator 39, 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 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,

ί 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 Atem-

Ui zügen von neuem eingenommen und, wenn der Verstärkungsfaktor des Integrators 15 entsprechend als Funktion der Atmungsperiode variiert, sogar in einer einzigen Atemperiode.

Jede der Schaltungen zur Ermittlung von R und £ist

Ii an eine Vorrichtung 51/? bzw. 51/j zur Speicherung und Steuerung der Anzeige des Gerätes angeschlossen. Jede dieser Anzeige- und Speichervorrichtungen enthält im wesentlichen eine Vorrichtung 52/? bzw. 52/7, die als einfacher Verstärker arbeitet wenn die Schalter 53/?

bzw. 53£ und 54/? bzw. 54£ geschlossen sind, und als Speicherschaltung, wenn diese Schalter geöffnet sind. Diese elektronischen Schalter 53/? bzw. 53E und 54/? bzw. 54/: sind geschlossen, wenn das Ungleichgewichts-Signal 18 (oder sein Äquivalent in der Schleife E) hinreichend klein ist. Sie öffnen gleichzeitig, wenn das Signal 18 zu groß ist, und ermöglichen so, daß z. B. die Vorrichtung 52/? das Speichersignal« aufnimmt und ein Anzeigesignal 55 abgibt, das gleich dem letzten richtigen wahrgenommenen Wert des Signals α ist

jo Die Steuerimpulse der Schalter 53/? bzw. 53i:und 54/? bzw. 54Ewerden von einer Logikschaltung erzeugt, der das Signal 18 und die Impulse 34 zugeführt werden. Diese Logikschaltung liefert zur gle^:chen Zeit ein Alarmsignal 56, das eine Leuchtanzeige 57 auslöst, wenn die Vorrichtungen zur Errechnung von R oder von ifim 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.

Hierzu 7 Blatt Zcichnunucn

Claims (5)

Patentansprüche:

1. Elektronisches Gerät zur selbsttätigen Messung und kontinuierlichen simultanen Anzeige des Strö- ^ mungswiderstandes R, dem der Luftstrom in den Bronchienwegen ausgesetzt ist, mit Meßfühlern zur Ermittlung des endothorakischen Druckes p(t) und der Luftatmungsmenge v(t) und zur Umsetzung dieser Werte in analoge elektrische Spannungen, mit ι ο einer Integrationsschaltung zur Ermittlung eines Volumensignals aus dem Mengensignal und mit einer Rechenschaltung zur Ermittlung des Strömungswiderstandes aus dem Drucksignal und dem Mengensignal, dadurch gekennzeichnet, |₅ daß die Rechenschaltung zur Ermittlung des Strömungswiderstandes einen Differenzverstärker (7) enthält, an dessen einem Eingang das Drucksignal (3) liegt, daß das Ausgangssignal des Differenzverstärkers (7) in einem Multiplikations-Phasendetektor (13) mit dem Mengensignal (8) verglichen wird, daß das Ausgangssignai (iS) des Muitipiikaiions-Phasendetektors einem Speicherintegrator (\9R) zugeführt wird, dessen Ausgangssignal («) nach Multiplizierung mit dem Mengensignal (8) an den zweiten Eingang des Differenzverstärkers (7) gelegt wird, und daß das Ausgangssignai («) d-is Speicherintegrators (19/y einer Anzeigevorrichtung (51 /?,> zugeführt wird, die von dem Ausgangssignal (18) des Phasendetektors (13) gesteuert ist.

2. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichne:, daß eine zusätzliche Rechenschaltung zur Ermittlung der ^lastan"? des Pulmonalgewebes einen Differenzverstärker (25) enthält, an dessen einem Eingang das Druck- yial (3) liegt, daß j-, das Ausgangssignal des Differenzverstärkers (25) in einem Multiplikations-Phasendetektor (14£. \5E) mit dem Volumensignal (27) verglichen wird, daß das Ausgangssignal des Multiplikations-Phasendetektors einem Speicherintegrator (19£"J zugeführt wird, dessen Ausgangssignal (ß) nach Multiplizierung mit dem Volumensignal (27) an den zweiten Eingang des Differenzverstärkers (25) gelegt wird, und daß das Ausgangssignal fjj) des Speicherintegrators einer Anzeigevorrichtung (51 E) zugeführt wird, die von dem Ausgangssignai des Phasendetektors gesteuert ist

3. Elektronisches Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Leitung für das Drucksignal (3) mit einem ersten Mittelwertbildner _w (37) verbunden ist der für jeden Atmungszyklus den Mittelwert (41) der Drucksignals bildet, daß dem Mittelwertbildner ein Speichenntegrator (39) nachgeschaltet ist, der die Mittelwerte der einzelnen Atmungszyklen aufnimmt und dessen Ausgangssignal (43) zur Erzeugung eines korrigierten Drucksignals (3). das der Rechenschaltung zugeführt wird, von dem Ausgangssignal des Vorverstärkers (4) subtrahiert wird.

4. Elektronisches Gerät nach einem der Ansprti (,0 ehe 1 bis J, dadurch gekennzeichnet, daß die Integrationsschaltung (44) zur Ermittlung des Voh> mensignals (27) mit einem zweiten Mittelwertbildner (49) verbunden ist, der for jeden Atmungszyklus den Mittelwert des Volumensignals bildet und dem ein zweiter Speicheriritegrator (50) nächgeschaltel ist, der die Mittelwerte der einzelnen Atmungszyklen aufnimmt Und dessen Ausgangssignal zur Erzeugung eines korrigierten Volumensignals auf den Eingang der Integrationiischaltung (44) rückgekoppelt ist

5. Elektronisches Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Ausgangssignale (18) der Phasendetektoren in den Rechenschaltungen für den Strömungswiderstand und die Elastance die Anzeigevorrichtung (51Ä, 5IE) steuern, die für den Strömungswiderstand R den Wert des Ausgangssignals (α) des Speicherintegrators (19) anzeigt, wenn das Fehlersignal (18) des Multiplikations-Phasendetektors (13) hinreichend klein ist, und den letzten angezeigten Wert des Ausgangssignais (ä) des Speicherintegrators (19) gespeichert hält und gleichzeitig ein Alarmsignal (56) abgibt, sobald das Fehlersignal (18) von Null verschiedene Werte annimmt, und die für die Elastance E den Wert des Ausgangssignals (ß) des betreffenden Speicherintegrators anzeigt, wenn das Fehlersignal hinreichend klein ist, und den letzten angezeigten Wert (ß) des Ausgangssignals des Speicherintegrators [19E) gespeichert hält und gleichzeitig ein Alarmsignal abgibt wenn das Fehlersignal von Null verschiedene Werte annimmt