DE2542752A1

DE2542752A1 - Verfahren und vorrichtung zum messen einer ausgeatmeten gasmenge

Info

Publication number: DE2542752A1
Application number: DE19752542752
Authority: DE
Inventors: Kim L Hanna
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: HP Inc
Priority date: 1974-10-17
Filing date: 1975-09-25
Publication date: 1976-04-22
Also published as: JPS5163592A; US3946729A; JPS5616651B2; GB1478767A

Description

Case 912 23. September* T975

Hewlett-Packard Company

VERFÄHREN UND VORRICHTUNG ZUM MESSEN EINER AUSGEATMETEN

GASMENGE

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum exakten Messen der ausgeatmeten Gasmenge eines künstlich beatmeten Patienten gemäß den Oberbegriffen der nebengeordneten Ansprüche.

Ein Beatmungsgerät wird benutzt, um einem Patienten zusätzliche oder die vollständige Einatmungsluft zuzuführen, wenn der Patient nicht ohne Hilfe ausreichend atmen kann. Die meisten bekannten Beatmungsgeräte arbeiten nach dem Prinzip der intermittierenden Überdruckbeatmung (IPPB).Ein IPPB-Beatmungsgerät erzeugt einen Überdruck, durch welchen Luft in die Lungen des Patienten gedrückt wird, so daß eine Einatmung erfolgt. Der Einatmung folgt dann die Ausatmung durch den Patienten ohne Hilfestellung. Dieser Zyklus wird mit einer vorgegebenen Frequenz wiederholt.

Ein typisches IPPB-Beatmungsgerät weist eine Gaszufuhr, eine Pumpe, ein verbindendes Schlauchsystem zum Patienten, ein Ausatmungsventil und eine entweder elektrische oder pneumatische Steuerleitung von der Pumpe zum Ausatmungsventil auf. Die Schlauchverbindung enthält ein T-Stück und drei daran angeschlossene Schlauchabschnitte. Ein Schlauchabschnitt ist mit der Pumpe, ein weiterer mit den Einlaßöffnung des Ausatmungsventils und der dritte mit dem Patienten verbunden.

Das Ausatmungsventil ist ein pneumatisches Niederdruckventil, welches typischerweise unter einem Innendruck des strömenden Gases von 0,063 bis 0,084 at strht. Die Steuerung des Gasstroms durch

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das Ventil erfolgt durch eine elektrisch oder pneumatisch betätigte Membran, die das Ventil öffnet und schließt. Bei den meisten IPPB-Beatmungsgeräten wird ein pneumatisches Ventilsteuersignal benutzt. Beim pneumatisch gesteuerten Ausatmungsventil ist die Membran als kleiner Ballon in einer Röhre ausgebildet, der von der Druckluft in der pneumatischen Signalleitung von der Pumpe aufblasbar ist und dadurch das Ventil schließt. Der Ballon schrumpft zusammen, wenn der Luftdruck in der pneumatischen Steuerleitung nachläßt, wodurch das Ventil geöffnet wird.

Die Effektivität der teilweisen oder vollständigen Beatmung kann durch Beobachtung der Blutgasparameter des Patienten ermittelt werden. Eine richtige Beatmung des Patienten ist dann gegeben, wenn das Blut die richtigen Mengen Sauerstoff und Kohlendioxid enthält. Eine kontinuierliche Überwachung der Blutgase ist jedoch nicht durchführbar.

Zwar ist es möglich, die Blutgasmessung periodisch durchzuführen, jedoch wird eine unmittelbare Anzeige einer mangelnden Beatmung benötigt, da eine länger als eine Minute dauernde mangelhafte Beatmung gefährliche Folgen haben kann. Um dies-zu vermeiden, wird bei den meisten Beatmungsgeräten das Gasvolumen gemessen, mit dem der Patient beatmet wird. Dabei wird entweder das Volumen des dem Patienten zugeführten Gases oder das Volumen des vom Patienten ausgeatmeten Gases gemessen. Die Messung des ausgeatmeten Gases vermeidet die nachteiligen Wirkungen, die auf Gasverlusten aufgrund von Lecks im Strömungssystem beruhen. Lecks können auch dazu führen, daß ein Teil des ausgeatmeten Gasvolumens nicht vom Meßgerät erfaßt wird. Für die Bedienungsperson ist aber sichergestellt, daß der Patient zumindest so viel vom Gasausstoß des Beatmungsgerätes erhält, wie angezeigt wird. Wenn dagegen an der Ausstoßseite des Beatmungsgerätes gemessen wird bevor das Gas den Patienten erreicht, ist keine positive Anzeige des den Patienten erreichten Mindestgasvolumens wegen der möglichen Lecks

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zwischen Meßvorrichtung und Patient möglich.

Das ausgeatmente Gasvolumen wird dadurch gemessen, daß das Meßgerät mit der Auslaßöffnung des Ausatmungsventils verbunden wird. Im Idealfall erlaubt das Ausatmungsventil das freie Ausströmen des ausgeatmeten Gases vom Patienten zum Meßgerät und sperrt das Ausströmen des vom Beatmungsgerät dem Patienten zugeführten einzuatmenden Gases. Das Ausatmungsventil kann aus einer Reihe von Gründen undicht sein, z.B. bei einer defekten Membran, einem defekten Ventilsitz, einer Undichtigkeit in der pneumatischen Steuerleitung, so daß die Membran nicht voll schließt, oder bei einer Ablagerung von Sekreten des Patienten im Ventil. Sekretablagerungen zwischen Membran und Ventilsitz bewirken einen Gasverlust während des Einatmens. Ein vollständiges Schließen des Ausatmungsventils wird bei Sekretablagerungen deshalb verhindert, weil der übliche Druck zum Aufblasen des als Membran wirkenden Ballons lediglich 0,105 bis 0,211 atiibeträgt. Dieser Druckbereich reicht nicht aus, um die Sekret ablagerungen zu überwinden und das Ventil gegen einen Gegendruck zu schließen, der ungefähr gleich dem Steuerdruck ist. Wenn ein Gasverlust auftritt, setzt sich das gemessene Gasvolumen aus dem vom Patienten ausgeatmeten Volumen und dem Verlustvolumen zusammen. Das gemessene Gasvolumen ist daher höher als das vom Patienten ausgeatmete. Wenn im Extremfall das Ventil überhaupt nicht mehr schließt, wird aufgrund der gemessenen Gasmenge angezeigt, daß dem Patienten das normale Gasvolumen zugeführt wurde, während der Patient in Wirklichkeit überhaupt nichts erhalten hat. Die bisher bekannten Meßeinrichtungen können nicht zwischen dem vom Patienten und vom Beatmungsgerät kommenden Gas unterscheiden. Bei diesen Meßeinrichtungen verläßt man sich darauf, daß das -unter Umständen undichte- Ventil das vom Beatmungsgerät kommende Einatmungsgas nicht durchläßt.

Da das Ausatmungsventil sterilisierbar sein muß und pneumatisch gesteuerte Ventile mit dem niedrigen Druck aus der Steuerleitung vom Beatmungsgerät betätigbar sein müssen, sind am Ausatmungs-

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ventil nur begrenzte Verbesserungen möglich. Viele Kliniken bevorzugen die Benutzung von nur einmal zu benutzenden Gegenständen, wo immer es möglich ist. Auf das Ausatmungsventil angewandt bedeutet dies, daß zu den bereits erwähnten Beschränkungen auch noch eine Kostenbegrenzung hinzukommt. Da der Ausfall des Ausatmungsventils mit den bekannten Meßeinrichtungen nicht ohne weiteres erkennbar ist, verlassen sich der Arzt und sein Personal hauptsächlich auf die Blutgasanalyse, um die richtige Beatmung des Patienten sicherzustellen.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Meßeinrichtung zu schaffen, mit der ausschließlich die dem Patienten tatsächlich zugeführte Gasmenge gemessen wird. Die Lösung dieser Aufgabe ist in den nebengeordneten Ansprüchen gekennzeichnet.

Die vorliegende Erfindung bewirkt eine Fehlersicherheit in der Meßschaltung des Beatmungsgeräts und stellt eine genaue Messung des vom Patienten ausgeatmeten Gasvolumens sicher, auch wenn ein undichtes Ausatmungsventil verwendet wird. Das erfindungsgemäße System ist mit den derzeit auf dem Markt befindlichen IPPB-Beatmungsgeräten kompatibel. Durch die Meßeinrichtung wird ein genaues Ausatmungssignal erzeugt, indem das durch ein undichtes Ausatmungsventil hervorgerufene Leckvolumen elektrisch von dem tatsächlichen Ausatmungsvolumen getrennt wird. Es werden Signale abgeleitet, die die Ausatmungs-Durchflußmenge und das vom Patienten ausgeatmete Gasvolumen darstellen. Das genaue Ausatmungssignal schaltet das Durchflußmengensignal derart, daß die nachteiligen Wirkung eines undichten Ausatmungsventils eliminiert werden. Das geschaltete Durchflußmengensignal wird über die Zeit integriert, wodurch das vom Patienten ausgeatmente Gasvolumen erhalten wird. Daher ist das von der Meßeinrichtung aufgezeichnete Gasvolumen im wesentlichen gleich dem ausgeatmeten Gasvolumen des Patienten.

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Im dargestellten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird das genaue Ausatmungssignal, das die Volumenmessung steuert, durch Verarbeitung sowohlder gemessenen Durchflußmenge durch das Ausatmungsventil als auch eines gemessenen Druckes im Mund oder den Luftwegen des Patienten erzeugt. Das Verfahren der Erzeugung des genauen Ausatmungssignals ist unabhängig vom Typ des Steuersignals vom Beatmungsgerät der das Ausatmungsventil und kann daher in Verbindung mit jedem beliebigen IPPB-Beatmungsgerät verwendet werden. Die Ausatmung wird als die Periode definiert, während der der Durchflußwxderstand des Ausatmungsventils unterhalb eines vorbestimmten Schwellwertes ist. Die Gasströmung durch das Ausatmungsventil wird gemessen und zur Erzeugung folgender vier Signale verarbeitet: Ein grob geschätztes Ausatmungssignal; ein Gas-Durchflußmengensignal;
ein Volumensignal für das ausgeatmete Gas; und ein Ausatmungsfrequenzsignal.

Gleichzeitig wird der Druck im Mund oder den Luftwegen des Patienten gemessen und für die Erzeugung folgender drei Signale verarbeitet:
Ein Echtzeit-Mund-Drucksignal;
ein Signal für den maximalen Druck im Mund; und ein Signal für den minimalen Druck im Mund.

Die ersten beiden aus der Gasströmung abgeleiteten und das erste aus dem Druck abgeleitete Signal werden verarbeitet und für den Vergleich eines geschätzten Echtzeit-Widerstandswertes des Ausatmungsventils mit dem vorgegebenen Schwellwert herangezogen. Wenn der Ventilwiderstand geringer als der vorgegebene Schwellwert ist, wird das Ausatmungsventil als offen betrachtet. Die so definierte Öffnungszeit wird durch das genaue Ausatmungssignal angezeigt, welches wiederum die Integration des Gas-Durchflußmengensignals steuert, so daß eine genaue Darstellung des vom Patienten ausgeatmeten Gasvolumens unabhängig von Ventilundichtigkeiten möglich ist.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von bevorzugten Ausführungs-

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beispielen in Verbindung mit der zugehörigen Zeichnung erläutert. In der Zeichnung zeigen

Fig. 1 ein Blockdiagramm, das die Verbindungen zwischen Beatmungsgerät, Patient und Meßeinrichtung zeigt;

Fig. 2 ein Blockschaltbild der bevorzugten Ausführungsform des erfindungs^gemäßen Systems;

Fig. 3A und 3B Kurvenformen, die die Betriebsfolge einiger Systemkomponenten im dargestellten Ausführungsbeispiel zeigen;

Fig. 4 ein Blockschaltbild einer anderen Ausführungsform eines Teils des Erfindungsgegenstandes; und

Fig. 5 Kurveηformen, die die Betriebsfolge des Ausführungsbeispiels gemäß Fig. 4 darstellen.

In Fig. 1 sind ein IPPB-Beatmungsgerät 11, eine Schlauchverbindung. 13 für den Gasstrom, ein Ausatmungsventil 15, eine Steuerleitung 17 für das Ausatmungsventil, eine Detektorleitung 18 für den Druck im Mund oder einem Luftweg des Patienten, eine Meßeinrichtung 19, eine Gaseingangsleitung 20 für die Meßeinrichtung und ein Patient 21 schematisch dargestellt. Während eines Einatmungszyklus wird die Steuerleitung 17 vom Beatmungsgerät 11 beaufschlagt, damit das Ausatmungsventil 15 geschlossen bleibt. Dann wird Gas vom Beatmungsgerät 11 über die Schlauchverbindung 13 zum Patienten 21 gepumpt. Wenn der Gasstrom vom Beatmungsgerät 11 aufhört, wird die Steuerleitung 17 entlastet und damit das Ausatmungsventil 15 geöffnet. Der Patient 21 atmet dann ohne Hilfe das in seinen Lungen befindliche Gas aus. Das ausgeatmete Gas strömt über die Leitung 20 zur Meßeinrichtung 19. Die Meßeinrichtung mißt das Gasvolumen und zeigt den gemessenen Wert an. Ein Fehler in der Messung des vom Patienten 21 kommenden Gasvolumens tritt auf, wenn das Aus atmungs ventil 15 während der Einatmung nicht voll schließt. Dadurch entstehen Gasverluste.

Das in Fig. 2 dargestellte bevorzugte Ausführungsbeispiel der

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Erfindung weist einen Verarbeitungskanal 23 für den Gas-Durchfluß auf, der die Ausatmungsfrequenz und die Signale für das ausgeatmete Gasvolumen liefert. Weiterhin ist ein Verarbeitungskanal 25 für den Druck im Mund oder einem Luftweg vorhanden, der die Signale für minimalen und maximalen Druck im Mund oder Luftweg erzeugt. Außerdem ist eine Schaltung 27 vorgesehen, die ein genaues Ausatmungssignal erzeugt und damit ein Schaltsignal zur Elimination der schädlichen Wirkungen eines undichten Ausatmungsventils aus dem Volumensignal liefert.

Das Eingangselement des Kanals 2 3 ist ein Pneumotachograph 30, der an dem Ausgang des Ausatmungsventils 15 über eine Leitung 20 (Fig. 1) angeschlossen ist. Der Pneumotachograph 31 enthält ein Widerstandselement, welches eine Druckdifferenz zwischen einem Paar von Ausgangsöffnungen erzeugt, die proportional der Durchflußmenge des Gases ist. Die Ausgänge des Pneumotachographen 31 sind über Röhren 35 mit Eingängen eines Differenzdruckwandlers 33 verbunden. Die durch den Gasstrom zwischen den beiden Ausgängen des Pneumotachographen 31 aufgebaute Druckdifferenz liegttypischerweise in der Größenordnung von 10 at, wenn die Durchflußmenge drei Liter pro Sekunde beträgt. Der Wandler 33 ist für sehr niedrige Drücke geeignet und erzeugt einen Ausgangsstrom proportional zur Durchflußmenge. Dieser Strom wird einem Vorverstärker 37 zugeführt, wo er in ein Spannungssignal umgewandelt und linearisiert wird. Die Linearisierung ist notwendig, da bei größeren Durchflußmengen der Pneumotachograph 31 nicht—linear wird. Das linearisierte Signal vom Vorverstärker 37 ist eine analoge Darstellung der Gas-Durchflußmenge F durch das Ausatmungsventil 15 (Fig. 1). Das Ausgangssignal des Vorverstärkers 37 wird einem Analog/Digital-Wandler 39 zugeführt, der von der Art sein kann, wie sie z.B. in der US-PS 3 659 288 derselben Anmelderin beschrieben ist. Das Ausgangssignal des Wandlers 39 ist ein Rechteckwellensignal mit kontinuierlich variabler Frequenz. Dieses logische Durchflußmengensignal, F_{L ;}ist in Fig. 3A in

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typischer Form als Signal 40 dargestellt. Im speziellen Fall entspricht jeder Impuls einem Gasvolumen von 1/16 000 Liter. Die Durchflußmengen-Information wird durch die Frequenz dieses Rechteckwellensignals dargestellt, wobei die Frequenz linear mit der analogen Eingangsspannung vom Vorverstärker 37 ansteigt.

Das Ausgangssignal F_ des Wandlers 39 wird drei Schaltungen zugeführt, nämlich einer Schwellwert-Logikschaltung 41 für die Pulsfrequenz, einer Torschaltung 43 und einer automatischen Nullschaltung 45. Da das Ausgangssignal des Differenzdruckwandlers 33 eine zeitabhängige Drift zeigt, stellt die automatische Nullschaltung periodisch diese Drift fest und führt einem zweiten Eingang des Vorverstärkers 37 ein Rückkopplungssignal zu, das der Drift proportional ist. Dieses Rückkopplungssignal wird vom Ausgangssignal des Differenzdruckwandlers 33 abgezogen, so daß das Ausgangssignal des Vorverstärkers 37 keine Drift mehr aufweist. Die Festlegung des notwendigen Korrektursignals für den Vorverstärker 37 erfolgt durch Abklemmen des Differenzdruckwandlers 33 vom Pneumotachograph 31, so daß der Differenzdruck am Wandler 33 Null beträgt. Anschließend ist eine genügend große Zeitspanne vorgesehen, damit die automatische Nullschaltung die stationäre Ausgangsfrequenz des Analog/Digital-Wandlers 39 feststellen kann und einen Signalpegel erzeugen und halten kann, der dieser Frequenz proportional ist und dem Vorverstärker (30) zugeführt werden kann. Das Ausgangssignal des Analog/Digital-Wandlers 39 wird auf diese Weise so korrigiert, daß eine Ausgangsfrequenz Null einer Gas-Durchflußmenge Null entspricht.

Wie in Fig. 3B dargestellt ist, erzeugt die Schwellwert-Logikschaltung 41 für die Pulsfrequenz zwei Ausgangssignale. Eines davon, ein grobgeschätztes Ausatmungssignal E ist als Impuls-

zug 42 dargestellt. Das andere Ausgangssignal ist ein Ladungs-Rückstellungs-Signal L-R und ist durch einen Impulszug 44 dargestellt und weiter unten beschrieben. Die Schaltung 41 enthält zwei Schwellwertschaltungen für die Pulsfrequenz. Die

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eine ist ein Schwellwertdetektor für ansteigende Pulsfrequenz, während die andere ein Schwellwertdetektor für fallende Pulsfrequenz ist. Die Ausgangssignale der Schaltung 41 bleiben
so lange auf logisch Null, bis die Pulsfrequenz des Signals 40 eine voreingestellte Schwellenfrequenz eine vorbestimmte Zeitperiode lang überschreitet. Das Signal 42 ändert sich dann zum Zeitpunkt t_n auf logisch Eins und verbleibt solange auf diesem Wert, bis die Pulsfrequenz für eine zweite vorgegebene Zeitperiode unter einen zweiten voreingestellten Schwellwert abfällt. Nachdem der zweite Schwellwert unterschritten worden
und die zweite vorgegebene Zeitperiode abgelaufen ist, nimmt das grobgeschätzte Ausatmungssignal 42 zum Zeitpunkt t.. wieder den Wert logisch Null an. Das Ergebnis ist, daß das Signal 42 kurz nach Beginn der Ausatmung logisch Eins wird und gegen Ende der Ausatmung auf logisch Null zurückkehrt. Die Impulse des Signals 42 von der Schaltung 41 werden dann vom einem Zähler 47 eine
Minute lang gezählt, wobei diese Zeit durch einen Taktgeber 51 festgelegt wird. Bei Ablauf einer Minute wird der Zählerstand
des Zählers 47 durch den Taktgeber 51 in ein Register 49 eingegeben. Der Zähler 4 7 wird dann von dem Taktgeber 51 zurückgestellt, und beginnt sofort mit dem Zählen der in d=r nächsten Minute anfallenden Impulse. Der im Register 49 gespeicherte
Zählerstand wird einem Digital/Analog-Wandler 53 zugeführt und dort in eine analoge Spannung umgewandelt, die proportional der Zahl der Atemzüge des Patienten 21 während des unmittelbar vorangehenden Einminutenintervalls ist. Die der Atemfrequenz entsprechende analoge Spannung vom Digital/Analog-Wandler 53 wird einem FREQUENZ-Eingang eines Alarmsystems 54 zugeführt. Das
Alarmsystem 54 gibt einen oberen und einen unteren Schwellwert für jedes seiner Eingangssignale vor. Wenn daher die Atemfrequenz größer oder kleiner als einer der entsprechenden Schwellwerte
ist, wird ein hörbarer und sichtbarer Alarm ausgelöst.

Da jeder Impuls des Signals 40 einem Gasvolumen von 1/16 000
Liter entspricht kann dieses Signal dadurch integriert werden, daß die Pulse gezählt werden, wodurch ein Signal gewonnen.wird,

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daß dem gesamten Gasvolumen entspricht. Ein Paar von in Serie geschalteten Zählern 55 und 56 empfängt diese Impulse von der Torschaltung 43 und zählt sie zum Zwecke der Bestimmung des Gasvolumens, das der Patient ausatmet. Die Torschaltung 43 überträgt die Impulse entsprechend einem weiter unten beschriebenen Steuersignal. Der Zähler 55 teilt die Anzahl der Ausgangsimpulse von der Torschaltung 43 durch 160, und der Zähler 56 akkumuliert die Gasvolumenzählung vom Zähler 55 in Einheiten von 0,01 Liter.

Die Schaltung 41 erzeugt einen zweiten Impulszug 44, nämlich den Lade-Riickstell- Impuls zug (Fig. 3B) , der logisch Eins wird, kurz nachdem jeder Impuls des Impulszuges 42 auf logisch Null zurückgeht. Der Impuls 44 bleibt auf logisch Eins für eine vorgegebene Zeitdauer, nach deren Ablauf er auf logisch Null zurückgeht. Die Anstiegsflanke des Impulses 44 lädt den Zählerstand des Zählers 56 in das Register 57, indem sie den Ladeingang dieses Registers ansteuert. Die abfallende Flanke des Impulses 44 stellt dann die Zähler 55 und 56 auf Null zurück, indem sie deren Rückstell-Leitungen ansteuert. Dadurch wird die nächste Zählung für die Gasvolumenmessung vorbereitet. Der im Register 57 digital gespeicherte, dem ausgeatmeten Gasvolumen entsprechende Wert wird einem Digital/Analog-Wandler 59 zugeführt, der ein analoges, dem ausgeatmeten Gasvolumen entsprechendes Signal erzeugt, welches dem EGV-Eingang des Alarmsystems 54 zugeführt wird. Das Alarmsystem 54 stellt auch für dieses Signal eben oberen und einen unteren Schwellwert bereit, bei deren Über- bzw. Unterschreitung ein sichtbarer und hörbarer Alarm ausgelöst wird.

Im Kanal 25 wird der Luftdruck im Mund oder Atemweg des Patienten 21 über ein Rohr 18 auf einen Druckwandler 6 3 übertragen. Der Druckwandler 61 wandelt den Druck, der typischerweise im Bereich von ^ 0,1 atuliegt in ein dazu proportionales elektrisches Signal um. Dieses Signal wird einem Vorverstärker 6 3

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zugeführt, der einen Spannungsmaßstab für das Ausgangssignal des Druckwandlers 61 festlegt. Das Ausgangssignal des Vorverstärkers 63₇P_M/ist ein analoges Drucksignal, das in linearer Beziehung zum tatsächlichen Druck im Mund des Patienten 21 steht. Dieses analoge Drucksignal wird einer Maximum-Minimum-Spannungsfolgerschaltung 65 zugeführt. Die Spannungsfolgerschal tung 65 enthält zwei Paare von Spannungsfolgern, von

denen eines die maximale Eirgangsspannung über eine vorgegebene

die

Zeitperiode verfolgt und hält, und das andere/minimale Eingangsspannung über die gleiche Zeitperiode verfolgt und hält. Die beiden Paare von Spannungsfolgern sind im wesentlichen gleich. Jeder Spannungsfolger enthält zwei Operationsverstärker, deren Ausgänge über Dioden mit einem Kondensator verbunden sind. Einer der beiden Operationsverstärker in jedem Spannungsfolger wird zum Laden oder Entladen des Kondensators benutzt, je nachdem · ob die Schaltung ein Maximum- oder Minimum-Folger ist. Der zweite Operationsverstärker dient zur Rückstellung der Kondensatorspannung auf vorgegebene Werte unterhalb der niedrigsten erwarteten Maximalspannung oder oberhalb der höchsten erwarteten Minimalspannung. Die Spannungsfolger sowohl für die minimale als auch für die maximale Spannung sind gepaart, so daß eine kontinuierliche Anzeige der verfolgten Spannung dauernd von einem der Spannungsfolger abgreifbar ist, während der andere zurückgestellt wird, um einen auf den neusten Stand gebrachten Wert zu erzeugen. Die Spannungsfolger werden mit einer vorgegebener Frequenz abwechselnd zurückgestellt, wobei je einer der beiden Maximum- und Minimumfolger gleichzeitig zurückgestellt wird. Am Ausgang jedes Folgerpaars befindet sich eine Schalteranordnung, die ein Maß für den maximalen und minimalen Druck im Mund abgibt, das während der vorangehenden Meßperiode gespeichert wurde. Die sich ergebenden maximalen und minimalen Spannungen entsprechen den maximalen und minimalen Drücken im Mund des Patienten. Das Alarmsystem wird über Eincpngsleitungen MXP bzw. MNP mit diesen Signalen gespeist. Das Alarmsystem hat einen oberen und einen unteren Spannungsschwellwert für jedes dieser Signale, und bei Über- bzw.

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Unterschreitung dieser Schwellwerte wird ein Alarm ausgelöst.

Die Schaltung zur Erzeugung des genauen Ausatmungssignals befindet sich innerhalb der gestrichelten Linie 27. Sie arbeitet nach einem Verfahren, durch welches der Strömungswiderstand des Ausatmungsventils 15 mit einem vorgegebenen Schwellwert verglichen wird, um festzustellen, ob das Ventil 15 offen oder geschlossen ist. Grundsätzlich ist der Strömungswiderstand des Ventils während der Einatmung höher als während der Ausatmung. Durch Einstellen eines passenden Schwellwertes wird die Einatmungszeit als die Zeit definiert, während der der Strömungswiderstand oberhalb des Schwellwertes ist und die Ausatmungszeit als die Zeitdauer, während der der Strömungswiderstand unterhalb des Schwellwertes liegt. Der Strömungswiderstand des Ventils 15 kann definiert werden als

dabei ist R^ der Strömungswiderstand, P der Druckabfall am Ventil und F die Durchflußmenge durch das Ventil. Diese Formel kann auch folgendermaßen geschrieben werden:

Vv V

Ersetzt man in Gleichung (2) den Wert R^ durch den vorgegebenen Schwellwert R~ , ergibt .sich eine Ungleichung. Ergibt sich aus dem Vergleich des Produktes F R^ mit P die Ungleichung

- ^pv

so gilt

und es wird Einatmung des Patienten angenommen. Ergibt sich aus dem gleichen Vergleich die Ungleichung

Py¹¹T ^>PV '
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so gilt

¹V ^{< R} _T

und Ausatmung des Patienten wird angenommen.

Das Ergebnis des Vergleichs gemäß den obigen Formeln (3) und (5) ist das genaue Ausatmungssignal E-, das Ausgangssignals der Schaltung innerhalb der gestrichelten Linie 27. Zur Erzeugung von E_A benötigt die Schaltung innerhalb der gestrichelten Linie zwei Signale vom Kanal 23 und ein Signal vom Kanal 25. Die beiden Signale vom Kanal 23 sind das Signal 42 (E_) und das analoge Durchflußmengensijnal F vom Vorverstärker 37. Das vom Kanal 25 benötigte Signal ist das analoge Drucksignal P₁. Das Signal P„ wird zur Erzeugung eine Ab-

M M

Schätzung von P_v benutzt, d.h. vom Druckabfall am Ausatmungsventil 15. Die Differenz zwischen dem Drucksignal P_M zu jeder gegebener Zeit und dem Drucksignal am Ende des Ausatmungszyklus P_EE ist ein guter Näherungswert für den Druckabfall P am Ausatmungsventil 15 . Zum Zeitpunkt, bei dem die Durchflußmenge auf Null oder einen sehr kleinen Wert abfällt, ist der Druck im Mund eine gute Annäherung für den Druck P_EE· Zur Erzeugung von P₇ wird das Signal E„ den Differenziereingängen eines Paares von Flankendetektoren 71 und 72 zugeführt. Das analoge Drucksignal P wird einer Minimalspannungs-Folgerschaltung 67 und einer Subtraktionsschaltung 75 zugeführt. Das analoge Durchflußmengensignal F_v wird einer En^-Schwellwertspannungsschaltung 69 zugeführt.

Der Zweck der Schaltungen 67, 69, 71, 72 und 73 besteht darin, einen Näherungswert von P„„ im Mund des Patienten zu gewinnen. Am Anfang wird die Ausgangsspannung der Folgerschaltung 67 mittels der Schaltung 71 auf einen Spannungswert gesetzt, der oberhalb der Spannung liegt, die den maximalen erwarteten Druck im Mund entspricht. Nachdem die Schaltung 67 durch EL₁ über die Schaltung 71 zurückgestellt worden ist, und bevor

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E„ auf den logischen Wert Null zurückkehrt, sollte F von t ν

der Schaltung 37 den vorgewählten Schwellwert der Schaltung 69 überschreiten. Wenn F diesen Schwellwert überschreitet, wird der Spannungsfolger 6 7 durch das Ausgangssignal der Schaltung 69 freigegeben und kann der Spannung P folgen. Die Schaltung 67 folgt der Spannung P_M bis zu einem Minimalwert während der Zeitperiode, während der E logisch Eins ist und F.. den vorgewählten Schwellwert der Schaltung 6 9 überschreitet. Wenn F diesen Schwellwert unterschreitet, wird der Abfall der Ausgangsspannung der Folgerschaltung 6 beendet. Wenn das Signal E„ am Ende der Ausatmung logisch Null wird, gibt die Detektorschaltung 72 für die abfallende Flanke eine Äbtast- und Halteschaltung 73 frei für den Empfang der Ausgangsspannung des Spannungsfolgers 67. Die festgehaltene Spannung der Abtast- und Halteschaltung 73 stellt eine von

Abschätzung/P_EE dar. Wenn das Signal E während der nächsten Ausatmungsperiode des Patienten nach oben geht, triggert die Detektorschaltung 71 für die Anstiegsflanke die Spannungsfolgerschaltung 67, wodurch die Ausgangsspannung auf einen Pegel zurückgestellt wird, der einen Druck darstellt, welcher größer als der erwartete Druck im Mund ist. Der Prozess beginnt dann von neuem. Die Spannungsfolgerschaltung 67 ist ähnlich aufgebaut, wie eine Hälfte des Minimalspannungsfolgerteils der Schaltung 65. Die abgeschätzte Spannung P__E am Ausgang der Schaltung 73 wird dann vom dem Drucksignal P am Ausgang der Schaltung 63 in Echtzeit mittels der Subtraktionsschaltung 75 abgezogen. Die resultierende Ausgangsspannung der Schaltung 75 ist angenähert proportional dem Druckabfall P„ am Ventil in Echtzeit.

Der Verstärker 77 empfängt das analoge Durchflußmengensignal F_v von der Schaltung 37 und hat einen Verstärkungsfaktor, der dem vorgewählten Widerstands-Schwellwert IL·, des Ausatmungsventils 15 (Fig. 1) entspricht. Das Ausgangssignal der Schaltung 77 stellt das Produkt von F und IL·, dar. Ein Komparator mit digitalem Ausgang wird zum Vergleich des Druckabfalls P₇

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_ 1 C _

25Λ2752

und dem genannten Produktsignal benutzt, die seinen positiven bzw. negativen Eingang zugeführt werden. Wenn die Ausgangsspannung des Komparators logisch Eins ist, ist der tatsächliche Strömungswiderstand des Ventils größer als der Schwellwert, und wenn die Ausgangsspannung des Komparators logisch Null ist, ist der tatsächliche Strömungswiderstand des Ventils geringer als der Schwellwert. Damit zeigt ein Ausgangssignal "1" des Komparators 71 an, daß das Ausatmungsventil 15 geschlossen ist, während ein Ausgangssignal "0" anzeigt, daß das Ventil offen ist.

In manchen Fällen können die Signale F und P mit starkem Rauschen behaftet sein. In diesem Fall kann das Ausgangssignal des Komparators 79 instabil werden, wenn das Druckabfallsignal P_v und das Produktsignal F.^, annähernd gleich sind. Um diese Instabilität zu vermeiden, werden zwei Strömungswiders tands-Schwellwerte R₁^₁ und Rr^₂ benutzt. Auf diese Weise kann eine Hysteresewirkung erreicht werden, durch die der Zustand des die Ventilstellung anzeigenden Signals (d.h. des Eingangssignals des Inverters der Torschaltung 81 in Fig.2) nur dann geändert wird, nachdem beide Schwellwerte über-bzw. unterschritten wurden. R^ und IL, sind so gewählt, daß sie den Mindest- bzw. Höchstschwellwert für den Strömungswiderstand des Ausatmungsventils darstellen, durch die jeweils noch ein offenes von einem geschlossenen Ventil unterschieden werden kann.

In Fig. 4 ist eine abgewandelte Ausführungsform dargestellt, die anstelle des Verstärkers 77 und des Komparators 79 in Fig. 2 verwendet werden kann und die obenerwähnte Hysteresewirkung erzeugt. Verstärker 87 und 89 empfangen jeweils das analoge Durchflußmengensignal F von der Schaltung 37 (Fig. 2) und haben jeweils einen Verstärkungsfaktor, der einem der beiden Schwellwerte R₇₁ und R^₂ entspricht. Die Ausgangssignale der Verstärker 87 und 89 stellen dementsprechend das Produkt aus der Durchflußmenge F und einem der beiden Schwell-

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OWGlNAL INSPECTED

werte R^₁ bzw. R^ dar. Ein Paar von Komparatoren 91 und 93 mit jeweils digitalem Ausgang werden zum Vergleich des Druckabfallsignals P„ (positive Eingänge) mit den ProduktSignalen F R₇₁ bzw. F-IT¹ViO (^ne<?^at:*-^ve Eingänge) benutzt. Wenn das Ausgangssignal des Komparators 91 oder 93 logisch Eins ist, ist der tatsächliche Strömungswiderstand des Ventils größer als der Schwellwert R₁^ bzw. R₁^. Wenn das Ausgangssignal des Komparators 91 oder 93 logisch Null ist, ist der tatsächliche Strömungswiderstand des Ventils kleiner als der Schwellwert R₁₁ bzw. R₁₁₂. Da R₁₁₁ kleiner als R_T2 gewählt ist, wird der oben erwähnte Hysterese-Effekt mittels eines Inverters 9 5 und eines R-S-Flipflops 9 7 erzeugt, d.h. der angezeigte Zustand des Ausatmungsventils bleibt solange unverändert, bis beide Schwellwerte unter- überschritten sind. Das Vergleichssignal vom Komparator 91 wird dem R-Eingang des Flipflops 9 7 über den Inverter 95 zugeführt. Das Vergleichssignal des Komparators 9 3 wird dem S-Eingang des Flipflops 9 7 unmittelbar zugeführt. Das Ausgangssignal am Q-Ausgang des Flipflops 97 ist dementsprechend logisch Eins, wenn das Ausatmungsventil 15 geschlossen ist, und logisch Null, wenn das Ausatmungsventil 15 offen ist.

Fig. 5 erläutert den Hysterese-Effekt der SchaHung nach Fig. Es sei angenommen, daß der tatsächliche Strömungswiderstand IL^ sich entsprechend der Kurve 99 ändert. Wenn der tatsächliche Strömungswiderstand ausgehend vom voll geöffneten Ventil ansteigt, nimmt das Ausgangssignal des Komparators 91 den Wert "1" an, nachdem der erste Schwellwert R₁^₁ überschritten ist, wie in Kurve' 101 dargestellt ist. Wenn R^ weiter ansteigt, nimmt das Ausgangssignal des Komparators 9 3 den Zustand "1" an, nachdem der zweite Schwellwert R^ überschritten ist, wie in Kurve 103 dargestellt ist. Entsprechend nehmen bei fallendem R^ die Ausgangssignale der Komparatoren 93 und 91 den Zustand "O" an, nachdem die entsprechenden Schwellwerte R^₂ ^un<^ Rm-i unterschritten sind. Die Kurve 105 zeigt das resultierende Ausgangssignal am Q-Ausgang des Flipflops 97, wenn die Aus-

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gangssignale der Komparatoren 91 und 9 3 entsprechend Änderung von R^ umschalten. Die Kurve 105 nimmt den Zustand "1" an, wenn beide Kurven 101 und 103 bei ansteigendem R^ den Zustand "1" angenommen haben und nimmt den Zustand "0" an, wenn beide Kurven 101 und 103 bei fallendem R^ den Zustand "0" angenommen haben. Ein Ausgangssignal "1" am Q-Ausgang des Flipflops 9 7 zeigt an, daß das Ausatmungsventil 15 geschlossen ist, während ein Zustand "0" anzeigt, daß das Ventil offen ist.

Da den vielen in den Schaltungen der dargestellten Ausführungsform benutzten Operationsverstärker eine Offset-Spannung innewohnt, geben der Komparator 79 (Fig. 2) bzw. das Flipflop (Fig. 4) an ihren Ausgängen keine genaue Anzeige des Zustands des Ausatmungsventils an, wenn sowohl die Durchflußmenge als auch der Druckabfall am Ventil sehr klein werden. Wenn die Ausatmung zu Ende geht, können P und F gleichzeitig sehr niedrig werden. Wenn dies auftritt, wird angenommen, daß das Ventil offen ist. Um diese Möglichkeit innerhalb der Ausatmungszeit einzuschließen, die durch das genaue Ausatmungsignal definiert ist, sind zwei Schwellwertschaltungen 85 und 83 für niedrige P -Spannung bzw. niedrige F -Spannung vorgesehen (Fig. 2) die feststellen, wenn diese Signale unter vorgegebene niedrige Spannungswerte abfallen. Die Ausgangsignale Von den Schaltungen 79, 83 und 85 werden einer Torschaltung zugeführt, die sich innerhalb der gestrichelten Linie 81 befindet. Das Ausgangssignal der Torschaltung 81 ist das genaue Ausatmungssignal E , das weiter oben beschrieben wurde. Wenn sowohl das Signal P für den Druckabfall am Ausatmungsventil und das Durchflußmengensignal F unterhalb der Schwellwerte der Schaltung 85 bzw. 83 liegen, ist das Ausgangssignal der betreffenden Scnaltungen'O". Das Ausgangssignal der Gatterschaltung 81 ist dann "1". Das Ergebnis, ist, daß potentielle Fehler vermieden wird und daß die Zeit dieses Endabschnittes der Ausatmung in das genaue Ausatmungssignal E eingeschlossen wird. Wenn min-

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destens eines der Signale P und F "1" ist, folgt das Ausgangssignal E der Torschaltung 81 dem Reziprokwert des Ausgangssignals der Komparatorschaltung 79. Das Ausgangssignal der Torschaltung 81 ist das genaue Ausatmungssignal E , das dem Steuereingang der Torschaltung 43 zugeführt wird und dazu dient, das Ausgangssignal des Wandlers 39 durchzuschalten. Wie oben beschrieben wurde, schaltet das Signal E das logische Durchflußmengensignal derart, daß negative Effekte eines undichten Ausatmungsventils eliminiert werden. Das durchgeschaltete Durchflußmengensignal wird dann durch Zählen über die Zeit integriert, so daß ein genauer Meßwert des vom Patienten ausgeatmeten Gasvolumens erhalten wird.

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Claims

Hewlett-Packard Company Case 912 23. Sept. 1975 Patentansprüche

1. Verfahren zum Messen des von einem künstlich beatmeten Patienten ausgeatmeten Gasvolumens, bei dem ein dem Gasvolumen entsprechendes Signal aus der Gasströmung gewonnen wird, die einer Meßeinrichtung von dem Beatmungssystem zugeführt wird, dadurch gekennzeichnet , daß

a) aus dem Beatmungssystem ein Ausatmungssignal (E ) ge-

A.

wonnen wird das die Zeitdauer festlegt, während der der Patient C21) ausatmet; und

b) das Gasvolumensignal (40, PJ zu einem Akkumulatorre-

Ij

gister (57) der Meßeinrichtung (19) durchgeschaltet wird, wenn und solange das Ausatmungssignal (E ) vorhanden ist, so daß aus dem Gasvolumensignal (40, F_T) der gemessene Gasstrom durch ein undichtes Ausatmungsventil (15) während der Einatmung des Patienten (21) eliminiert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (19) ein Gas-Durchflußmengen-Signal (F_v) aus dem vom Beatmungssystem empfangenen Gasstrom sowie ein Mund-Drucksignal (P„) aus dem Gasdruck im Mund des Patienten (21) erzeugt und daß die Erzeugung des Ausatmungssignals (E-) dadurch erfolgt, daß das Durchflußmengensignal (F..) und das Mund-Drucksignal (P.,) zur Bestimmung der Aus-

V M

atmungszeit des Patienten (21) verarbeitet werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Strömungswiderstand (ILJ im Ausatmungsventil mit mindestens einem von zwei vorgewählten Strömungswiderstands-Schwellwerten (ϊ*_τ1, R_T2) verglichen wird und das Volumensignal (40, F_T) aus einem Gas-Durchflußmengensignal

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(P_v) abgeleitet wird und daß

a) das Durchflußmengensignal (F ) mit mindestens einem der beiden Schwellwerte (R , , ILJ multipliziert wird, die die Offenstellung von der Schließstellung des Ausatmungsventils C15) abgrenzen;

b) ein Signal (P ) erzeugt wird, das dem Druckabfall am Ausatmungsventil (15) entspricht;

c) das Differenzdrucksignal (P ) mit den Produktsignalen

(FyR , FJR ₂) verglichen wird und ein logisches Vergleichssignal erzeugt wird, das einen ersten Zustand annimmt, wenn der Druckabfall am Ausatmungsventil (15) kleiner/gleich mindestens einem der Schwellwerte (R_Tl, Rm?) ist und einen zweiten Zustand annimmt, wenn der Druckabfall mindestens einen dieser beiden Schwellwerte überschreitet;

d) Das D.urchflußmengensignal (F ) in Abhängigkeit vom logischen Vergleichssignal durchgeschaltet wird, so daß das verbleibende Durchflußmengensignal auf die vom Patienten (21) ausgeatmete Gasmenge beschränkt wird; und

e) das Durchflußmengensignal integriert wird, so daß ein Meßwert des vom Patienten ausgeatmeten Gasvolumens während der Zeit ermittelt wird, die durch das logische Vergleichssignal als Ausatmungszeit definiert wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das Druckabfallsignal (P_v) dadurch erzeugt wird, daß

a) aus dem Druck im Mund des Patienten ein Mund-Drucksignal (P) in Echtzeit erzeugt wird;

b) ein Enddrucksignal (Ρ™) für den Druck im Mund des Patienten am Ende der Ausatmung aus dem Mund-Drucksignal (P ) erzeugt wird; und

c) das Enddrucksignal (P„„) vom Echtzeit-Mund-Drucksignal

hihi

(P_M) subtrahiert wird, wodurch ein Differenzsignal gebildet wird, das eine Echtzeit-Annäherung des Druckabfalls (B ) am Äusatmungsventil (15) darstellt.

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5. Verfahren nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß aus dem Durchflußmengensignal (F ) ein Impulszug (42, Ε-,) für die grobe Abschätzung der Ausatmung erzeugt wird, der während einer grob abgeschätzten Ausatmungszeit des Patienten einen dritten logischen Zustand und während der übrigen Zeit einen vierten logischen Zustand annimmt und daß die Erzeugung des Enddrucksignals (P_„) dadurch erfolgt, daß

a) ein Schwellwertsignal mit einem fünften vorgegebenen Wert erzeugt wird, wenn das Durchflußmengensignal (KJ einem vorgegebenen Minimalwert unterschreitet und das dem Durchflußmengensignal (F ) entspricht, wenn der Minimalwert überschritten wird, wobei der vorgegebene Minimalwert der Durchflußmenge am Beginn und am Ende der Ausatmung des Patienten entspricht; und

b) das Echtzeit-Mund-Drucksignal (P ) während der Zeitperiode verfolgt wird, wenn sowohl das grob geschätzte Ausatmungssignal (42, E) sich im dritten Zustand befindet und das Durchflußmengensignal (F_v) den vorgegebenen Minimalwert überschreitet, so daß das Enddrucksignal (P„„) erzeugt wird.

6. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß zur Erzeugung des logischen Vergleichssignals ein Signal (E-) für die genaue Ausatmung erzeugt wird, das die Durchschaltung des Durchflußsignals (40, F_T) steuert, wobei das Signal für die genaue Ausatmung dadurch erzeugt wird, daß

a) aus dem Durchflußmengensignal (F„) ein Durchflußmengen-Schwellwertsignal mit dem ersten vorgegebenen logischen Zustand erzeugt wird, wenn das Durchflußmengensignal unterhalb einem vorgegebenen Signalpegel liegt und das Schwellwertsignal den zweiten vorgegebenen logischen annimmt, wenn das Durchflußmengensignal den vorgegebenen Signalpegel überschreitet, wobei der vorgegebene Signalpegel einer Mindestdurchflußmenge entspricht, durch die noch eine Ausatmung definiert wird;

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- TZ-

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b) aus dem Differenzsignal ein Druckabfall-Schwellwertsignal erzeugt wird, welches den ersten vorgegebenen Zustand annimmt, wenn das Differenzsignal unterhalb eines vorgegebenen Signalpegels liegt, und welches den zweiten Zustand annimmt, wenn das Differenzsignal den vorgegebenen Signalpegel überschreitet, wobei der vorgegebene Signalpegel dem Mindestdruckabfall am Ausatmungsventil entspricht, durch den noch eine Ausatmung definiert wird; und

c) das Durchflußmengen-Schwellwertsignal, das Druckabfall-Schwellwertsignal und das logische Vergleichssignal so durchgeschaltet werden, daß das Signal (E ) für die genaue Ausatmungszeit erzeugt wird, welches sich in dem zweiten logischen Zustand befindet, wenn das Druckabfall-und das Durchflußmengen-Schwellwertsignal sich gleichzeitig im ersten vorgegebenen Zustand befinden, und welche sich im reziproken Zustand des logischen Vergleichssignals zu allen übrigen Zeiten befindet, wobei innerhalb der Ausatmungszeit die Zeit eingeschlossen wird, wenn das Durchflußmengen- und das Differenzsignal gleichzeitig unter den vorgegebenen Schwellwerten liegen.

7.) Vorrichtung zum Messen der ausgeatmeten Gasmenge eines künstlich beatmeten Patienten, wobei die Meßeinrichtung an den Ausgang des Ausatmungsventils des Beatmungsgerätes angeschlossen ist, gekennzeichnet durch einen mit dem Mund des Patienten (21) verbundenen Druckaufnehmer (61, 63, 65), der den Gasdruck im Mund des Patienten mißt und ein Mund-Drucksignal (P ) erzeugt; einen Signalgenerator (33 bis 41, 45) der mit der Meßeinrichtung (31) verbunden ist und ein Gas-Durchflußmengensignal (F_T7) , ein Gasvolumensignal (40, F_ } und ein erstes Ausatmungssignal (B_) erzeugt, so daß das vom Patienten ausgeatmete Gasvolumen unter Ausschluß desjenigen gemessenen Gasvolumens ermittelt wird, welches durch ein undichtes Ausatmungsventil (15) während der Einatmung des Patienten strömt;

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eine erste Auswerteschaltung (67 bis 85), die auf das Mund-Drucksignal (P₁J , das Durchflußmengensignal (F_TT) und das erste,

M V

eine grobe Abschätzung liefernde Ausatmungssignal (E ) hin ein genaues Ausatmungssignal (E ) erzeugt, das die Zeitperiode definiert, während der Patient (21) ausatmet; und eine zweite Auswerteschaltung (43, 55 bis 59),die auf das genaue Ausatmungssignal (E₃.) hin das Volumensignal (40, F)

x\ JLj

durchschaltet und die Integration eines Teils dieses Signals erlaubt, so daß ein Meßwert des vom Patienten ausgeatmeten Gasvolumens erzeugt wird, wobei die Durchschaltung so erfolgt, daß das Volumensignal (40, F) auf den tatsächlich vom Patienten ausgeatmeten Gasanteil beschränkt wird.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die erste Auswerteschaltung (67 bis 85) folgende Teile enthält:

Eine Abschätzeinrichtung (67 bis 75) für den Druckabfall am Ausatmungsventil (15), die auf das Mund-Drucksignal (P ), das Durchflußmengensignal (F ) und das grob geschätzte Ausatmungssignal (Ε_π) hin ein Signal erzeugt, das dem Druckabfall am

Ausatmungsventil entspricht;

eine Anzeigeeinrichtung (77 bis 79) für den Ventilzustand, die auf ein Signal von der Abschätzeinrichtung (67 bis 75) und das Durchflußmengensignal (F ) hin ein Logiksignal erzeugt, das bei offenem Ventil einen ersten und bei geschlossenem Ventil einen zweiten vorgegebenen Zustand hat; eine Schwellwertschaltung (85) für niedrigen Druckabfall am Ventil, die mit dem Ausgang der Abschätzeinrichtung (67. bis 75) verbunden ist und eine logische Anzeige im ersten vorgegebenen Zustand abgibt, wenn das den Druckabfall am Ventil darstellende Signal (P ) unter einen vorgegebenen Wert fällt und die den zweiten vorgegebenen Zustand hat, wenn dieses Signal den vorgegebenen Wert überschreitet, wobei der vorgegebene Wert einem Fehlerwert des Druckabfalls entspricht; eine Schwellwertschaltung (83) für ein niedriges Durchflußmengensignal, der das Durchflußmengensignal (F ) zugeführt

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wird und die eine logische Anzeige im ersten vorgegebenen Zustand abgibt, wenn das Durchflußmengen-Signal unter einen vorgegebenen Wert fällt, und im zweiten vorgegebenen Zustand, wenn dieses Signal diesen vorgegebenen Wert überschreitet, wobei dieser vorgegebene Wert dem Fehlerpegel des Durchflußmengensignals entspricht; und

eine Torschaltung, die auf Eingangssignale von der Anzeigeeinrichtung (77, 79) für den Ventilzustand, der Schwellwertschaltung (85) für niedrigen Druckabfall und der Schwellwertschaltung (83) für niedrige Durchflußmenge hin das genaue Ausatitiungssignal (E ) erzeugt, welches den zweiten vorgegebenen Zustand annimmt, wenn Druckabfall- und Durchflußmengen-Schwellwertschaltungen gleichzeitig im ersten vorgegebenen Zustand sind, und welches den Reziprokwert des Ausgangssignals der Anzeigeeinrichtung (77, 79) zu allen anderen Zeiten annimmt, wodurch in die Ausatmungszeit die Zeit mit eingeschlossen wird, während der sowohl das Druckabfallals auch das Durchflußmengensignal sich unterhalb der vorgegebenen Schwellwerte befinden.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichn e t , daß die zweite Auswerteschaltung (43, 55 bis 59) eine Torschaltung (43) enthält, die auf das genaue Ausatmungssignal (E_s) anspricht und mit dem Signalgenerator (31 bis 41, 45) verbunden ist und den Teil des Gasvolumensignals (40, F) nicht durchläßt, der dem Gasstrom entspricht, der während der Einatmung durch das Ausatmungsventil (15) entweicht, sowie eine Akkumulatoreinrichtung (55 bis 59) für das vom Patienten ausgeatmete Gasvolumen enthält, die mit der Torschaltung verbunden ist und durch Integration ein Signal erzeugt, das dem ausgeatmeten Gasvolumen des Patienten entspricht.

10. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigeeinrichtung (77, 79) für den Ventilzustand einen Verstärker (77) enthält, dem das analoge Durchflußmengensignal zugeführt wird und der einen derartigen

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Verstärkungsfaktor hat, daß sein Ausgangssignal proportional dem Produkt aus der Durchflußmenge und einem vorgegebenen Wert ist, welcher einem Schwellwert für den Druckabfall am Ausatmungsventil (15) entspricht, der ein offenes gegen ein geschlossenes Ventil abgrenzt; sowie eine Komparatorschaltung (79) enthält, die auf das erzeugte Druckabfallsignal (P ) und das genannte Produktsignal hin ein logisches Signal erzeugt, welches einen ersten vorgegebenen Zustand hat, wenn der tatsächliche Druckabfall am Ventil kleiner als der vorgegebene Schwellwert (R™) ist und das den zweiten vorgegebenen Zustand hat, wenn der tatsächliche Druckabfall diesen Schwellwert überschreitet.

11. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigeeinrichtung (77, 79) für den Ventilzustand folgende Teile enthält:

Einen ersten Verstärker (87), dem das Durchflußmengensignal (F ) zugeführt wird und der einen derartigen Verstärkungsfaktor hat, daß sein Ausgangssignal proportional dem Produkt aus der Durchflußmenge und einem ersten vorgegebenen Wert ist, welcher einem Minimalschwellwert (Rm₁) für den Druckabfall am Ausatmungsventil entspricht, welcher Schwellwert ein offenes von einem geschlossenen Ventil unterscheidet; einen zweiten Verstärker (89), dem das Durchflußmengensignal (F ) zugeführt wird und der einen derartigen Verstärkungsfaktor hat, daß sein Ausgangssignal proportional dem Produkt aus der Durchflußmenge und einem zweiten vorgegebenen Wert ist, der einem Maximalschwellwert (R_T2) für den Druckabfall am Ausatmungsventil ist, welcher Schwellwert ein offenes von einem geschlossenen Ventil unterscheidet; eine erste Komparatorschaltung (91), die auf das Druckabfallsignal (P ) und das Ausgangssignal des ersten Verstärkers (87) hin ein erstes Logiksignal erzeugt, das einen ersten vorgegebenen Zustand hat, wenn der tatsächliche Druckabfall (R-J kleiner als der Minimalschwellwert (R ) ist und einen zweiten vorgegebenen Zustand hat, wenn der tatsächliche Druckabfall diesen Minimalschwellwert überschreitet;

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eine zweite Komparatorschaltung (93), die auf das Druckabfallsignal. (P-J und das Ausgangssignal des zweiten Verstärkers (89) hin ein zweites Logiksignal erzeugt, das einen ersten vorgegebenen Zustand hat, wenn der tatsächliche Druckabfall kleiner als der Maximalschwellwert (ILJ ist und einen zweiten vorgegebenen Zustand hat, wenn der tatsächliche Druckabfall diesen Schwellwert überschreitet; einen Inverter (95), der an den Ausgang des ersten Komparators (91) angeschlossen ist; und

ein Flip-Flop (97), das an die Ausgänge des Inverters (95) und des Zweitkomparators (9 3) angeschlossen ist und ein Ausgangssignal abgibt, das den zweiten vorgegebenen Zustand annimmt, nachdem der tatsächliche Druckabfall im Ansteigen den Maximalschwellwert (R_T2) überschreitet, und das den ersten vorgegebenen Zustand annimmt, nachdem der tatsächliche Druckabfall im Absinken den Minimalschwellwert (R_Tl) unterschreitet.

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