DE69018271T2

DE69018271T2 - Gerät zur untersuchung der lungenfunktion eines patienten.

Info

Publication number: DE69018271T2
Application number: DE69018271T
Authority: DE
Inventors: Andras Gedeon; Claes Mebius
Original assignee: MINCO AB
Current assignee: MINCO AB
Priority date: 1989-11-24
Filing date: 1990-11-23
Publication date: 1995-08-10
Anticipated expiration: 2010-11-24
Also published as: SE8903964D0; SE465497B; EP0502053A1; WO1991007912A1; DE69018271D1; EP0502053B1; US5299579A; SE8903964L

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum nicht-invasiven Untersuchen und Messen von Lungenfunktionsparametern eines Patienten. Die Vorrichtung wurde in erster Linie zum Messen des Lungenblutdurchflusses oder der Perfusion entwickelt. Die gleichzeitige Messung der Kohlendioxidentfernung aus den Lungen und des Lungenvolumens für Kohlendioxid ist möglich. Ein weiteres Merkmal der erfindungsgemäßen Vorrichtung macht es darüber hinaus möglich, den Sauerstoffverbrauch, den Respirationsquotienten und die Sauerstoffsättigung des gemischten venösen Blutes zu messen.
Der Lungenblutdurchfluß oder die Lungenperfusion ist der Durchsatz des die Lunge passierenden Blutes in Gasaustauschrelation mit dem in den Alveolen der Lunge enthaltenen Atmungsgas. Dieser Durchsatz entspricht nicht unbedingt dem Durchsatz des vom Herzen abgegebenen Blutes, da Fehler in der Blutzirkulation dazu führen können, daß weniger als der gesamte Herzausstoß die Lunge erreicht. Darüber hinaus entspricht der Durchsatz nicht unbedingt dein die Lunge tatsächlich passierenden Durchsatz, da Defekte der Lunge, wie beispielsweise verstopfte oder zusammengebrochene Alveolen, dazu führen können, daß weniger als der gesamte Blutdurchsatz durch die Lunge in einen Gasaustausch mit dem Atmungsgas tritt.
Daher stellt der Lungendurchfluß ein Maß für den Wirkungsgrad der Lungenfunktion dar und ist offensichtlich von Wichtigkeit für die Untersuchung und das Messen von Patienten, die eine verschlechterte Lungenfunktion und/oder eine verschlechterte Herzfunktion besitzen. Von speziellem Interesse ist die Messung des Lungenblutdurchflusses bei Patienten, die sowohl eine verschlechterte Lungenfunktion als auch eine verschlechterte Herzfunktion aufweisen, da viele therapeutische Verfahren zum Verbessern der Lungenfunktion die Herzfunktion verschlechtern.
Es sind bisher diverse unterschiedliche Verfahren zum Ermitteln des Lungenblutdurchflusses vorgeschlagen und auch in der Praxis in einem gewissen Ausmaß durchgeführt worden. Diese bekannten Verfahren sind jedoch sehr kompliziert und zeitaufwendig und aus diesem Grunde für klinische Zwecke praktisch nicht geeignet. Darüber hinaus sind einige dieser Verfahren invasiv. Bestimmte bekannte Verfahren erfordern, daß der Patient mit Atmungsgas beaufschlagt wird, das nicht-physiologische Gase umfaßt.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine einfache und genaue Vorrichtung zum nicht-invasiven Messen des Lungenblutdurchflusses und von anderen Lungenfunktionsparametern eines Patienten, ohne daß dem Patienten nicht-physiologische Gase zugeführt werden müssen, zu schaffen.
Eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Patentanspruchs 1 ist aus der US-A-4 753 245 bekannt. Die kennzeichnenden Merkmale der Erfindung gehen aus den beigefügten Patentansprüchen hervor.
Die Erfindung wird nachfolgend in größeren Einzelheiten in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen erläutert. Es zeigen:
Figur 1 eine schematische beispielhafte Darstellung einer Ausführungsform einer erfindungsgemäß ausgebildeten Vorrichtung;
die Figuren 2 und 3 Diagramme, auf die in Verbindung mit der folgenden Beschreibung der Betriebsweisen der erfindungsgemäß ausgebildeten Vorrichtung Bezug genommen wird.
Wie schematisch und beispielhaft in Figur 1 dargestellt ist, umf aßt eine Ausführungsform einer erfindungsgemäß ausgebildeten Vorrichtung einen Speicher 1 mit veränderlichem Volumen. Bei dieser dargestellten beispielhaften Ausführungsform wird der Speicher durch einen Balg gebildet, von dem eine Endwand 1a fest ist, während die andere Endwand 1b in Abhängigkeit von Volumenveränderungen des Speichers 1 bewegbar ist. Das Maximalvolumen des Speichers kann 3-5 lit betragen.
Mit dem Speicher 1 verbunden sind eine lnhalationsleitung 3, die mit einem Einwegventil 6 versehen ist, und eine Exhalationsleitung 2, die ein Einwegventil 5 aufweist. Die Inhalationsleitung 3 und die Exhalationsleitung 2 sind über eine gemeinsame Leitung 4 miteinander verbunden, die in einer geeigneten, nicht dargestellten Art und Weise mit dem Atmungstrakt des Patienten verbindbar ist, dessen Lungenfunktion untersucht werden soll. Die beiden Einwegventile 5 und 6 sind so angeordnet, daß sie den Durchfluß eines Gases zum angeschlossenen Patienten nur durch die Inhalationsleitung 3 und vom Patienten weg nur durch die Exhalationsleitung 2 ermöglichen.
Ein Kohlendioxidabsorber 19 kann über ein steuerbares Ventil 24 in die Inhalationsleitung 3 geschaltet werden, um Kohlendioxid aus dem Atmungsgas zu entfernen, das der angeschlossene Patient aus dem Speicher 1 über die Inhalationsleitung 3 inhaliert.
Darüber hinaus umfaßt die Vorrichtung eine Meßvorrichtung 25 zur Bestimmung der Konzentration oder des Partialdrucks von Kohlendioxid. Mit Hilfe eines steuerbaren Ventils 26 ist diese Meßvorrichtung wahlweise und alternativ über eine enge Leitung 27 mit dem Inneren des Speichers 1 oder über eine enge Leitung 28 mit der Leitung 4 verbindbar, so daß durch geeignete Betätigung des Ventils 26 die Meßvorrichtung entweder die Kohlendioxidkonzentration des im Speicher 1 enthaltenen Gasvolwnens oder die Kohlendioxidkonzentration des durch die Leitung 4 strömenden und vom angeschlossenen Patienten eingeatmeten Gases messen kann. Die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 kann von irgendeinem geeigneten herkömmlichen Typ sein. Beispielsweise kann es sich hierbei um ein optisches IR-Absorptionsmeßgerät handeln.
Nach der Messung wird der zu messende Gasstrom, der über eine Pumpe (nicht gezeigt) durch das Ventil 26 entweder über die Leitung 27 oder über die Leitung 28 in die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 gezogen wird, über eine Leitung 29 an die Exhalationsleitung 2 und somit in den Speicher 1 abgegeben.
Anstatt einer einzigen Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 kann die Vorrichtung mit zwei Kohlendioxidmeßvorrichtungen versehen sein, die permanent mit der Leitung 4 und dem Inneren des Speichers 1 verbunden sind. Die Anordnung einer einzigen Kohlendioxidmeßvorrichtung wie bei der dargestellten Ausführungsform bietet jedoch den wesentlichen Vorteil, daß sich irgendwelche Meßfehler der Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 im wesentlichen kompensieren und nicht das Endergebnis beeinflussen.
Die beiden Ventile 24 und 26 können manuell betätigbar sein, werden jedoch vorzugsweise durch eine Steuer- und Recheneinheit 30 automatisch gesteuert. Diese Einheit bildet einen Teil der in den Zeichnungen dargestellten erfindungsgemäßen Vorrichtung.
Die erfindungsgemäß ausgebildete Vorrichtung umf aßt ferner Einrichtungen zum Überwachen und Bestimmen des Volumens und der Volumenänderungen des Speichers 1. Bei der dargestellten Ausführungsform sind diese Einrichtungen als schematisch dargestellte Ultraschalldistanzmeßvorrichtung 17 eines geeigneten herkömmlichen Typs ausgebildet, die Ultraschallsignale in Richtung auf die bewegliche Endwand lb des Balgspeichers 1 abgibt und die von dieser Endwand reflektierten Ultraschallsignale empfängt. Die Vorrichtung mißt somit in bekannter Weise den Abstand zwischen der beweglichen Endwand 1b und einem stationären Punkt. Die Lage der beweglichen Endwand 1b ändert sich in Abhängigkeit von Änderungen des Volumens des Speichers 1, welches Volumen sich wiederum in Abhängigkeit von den Gasvolumina ändert, die der an die Leitung 4 angeschlossene Patient aus dem Speicher 1 durch die Inhalationsleitung 3 inhaliert und dann durch die Exhalationsleitung 2 in den Speicher exhaliert. Mit Hilfe einer geeigneten Signalverarbeitungseinheit 18, die an die Ultraschalldistanzmeßvorrichtung 17 angeschlossen ist, ist es somit möglich, das Volumen einer jeden Atmung (Tidalvolumen) und somit das Volumen, das der Patient pro Zeiteinheit (1/min) einatmet, d.h. das sogenannte Minutenatmungsvolumen MV oder die Gesamtatmungsrate, zu messen. Dieser Meßwert wird von der Signalverarbeitungseinheit 18 der Recheneinheit 30 zugeführt.
Die von der Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 gemessenen Kohlendioxidkonzentrationen oder Kohlendioxidpartialdrücke werden ebenfalls der Recheneinheit 30 zugeführt.
Die zusätzlichen Komponenten der beispielhaften Ausführungsform, die in Figur 1 dargestellt sind, stellen Weiterentwicklungen der Erfindung dar und werden nachfolgend in Einzelheiten erläutert.
Die soweit beschriebene dargestellte Vorrichtung funktioniert in der folgenden Weise.
Der an die Leitung 4 angeschlossene Patient, von dem vorausgesetzt wird, daß er spontan und ohne Unterstützung atmen kann, inhaliert durch die Inhalationsleitung 3 aus dem Speicher 1 und exhaliert in den Speicher 1. Der Kohlendioxidabsorber 19 wird mit Hilfe des Ventils 24 in die Inhalationsleitung 3 geschaltet, so daß das vom Patienten inhalierte Gas von Kohlendioxid befreit wird. Darüber hinaus wird die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 mit Hilfe des Ventils 26 an die Leitung 27 angeschlossen und somit mit dem Inneren des Speichers 1 in Verbindung gebracht, so daß die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 die Konzentration oder den Partialdruck des Kohlendioxids im Speicher 1 mißt.
Wenn der angeschlossene Patient atmet, wird das exhalierte Gas im Speicher 1 gesammelt und gemischt. Somit steigt die Kohlendioxidkonzentration oder der Partialdruck im Speicher 1 allmählich an. Nach einer kurzen Zeit im Bereich von 1 bis 3 Minuten erreicht er einen praktisch konstanten Gleichgewichtswert, wie durch die Kurve der Figur 2a gezeigt. Dieser Gleichgewichtswert für die Kohlendioxidkonzentration im Speicher 1, der über die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 und das Ventil 26 sowie die Leitung 27 gemessen wird, stellt die Kohlendioxidkonzentration PeCo2 des gemischten exhalierten Atmungsgases dar. Die Recheneinheit 30 kann somit die Menge an Kohlendioxid VC02 messen, die pro Zeiteinheit aus der Lunge des Patienten mit dem exhalierten Atmungsgas abgeführt wird, und zwar unter Verwendung der Gleichung
VC02 = PeC02 x MV (1)
worin MV das Minutenatmungsvolumen des angeschlossenen Patienten, gemessen durch die Distanzmeßvorrichtung 17 und die zugehörige Signalverarbeitungseinheit 18, bedeutet.
Offensichtlich muß die auf diese Weise aus der Lunge des Patienten zusammen mit dem exhalierten Atmungsgas entfernte Kohlendioxidmenge der Differenz zwischen der der Lunge mit dem venösen Blut zugeführten Kohlendioxidmenge und der mit dem arteriellen Blut aus der Lunge entfernten Menge entsprechen. Es ist somit möglich, die folgende Beziehung aufzustellen:
Vc02 = Q x (CvC02 - CaC02) (2)
wobei Q der Blutdurchsatz durch die Lunge und CvC02 und CaC02 die Mengen an Kohlendioxid im venösen und arteriellen Blut bedeuten.
Aus den Gleichungen (1) und (2) kann die folgende Beziehung abgeleitet werden:
worin Sc ein bekannter Faktor ist, der aus der Steigung der Kohlendioxiddissociationskurve ermittelt werden kann, die die Beziehung zwischen dem Kohlendioxidanteil (Konzentration) des Blutes und dem entsprechenden Kohlendioxidpartialdruck wiedergibt, und PvC02 und PaC02 die entsprechenden Kohlendioxidpartialdrücke des venösen und arteriellen Blutes sind.
Meßwerte, die die Differenz (PvC02-PaC02) wiedergeben, werden mit der erfindungsgemäß ausgebildeten Vorrichtung auf die nachfolgende Weise erhalten.
Wenn der Patient an die Leitung 4 angeschlossen ist und der Kohlendioxidabsorber 19 mit Hilfe des Ventils 24 ind er vorstehend beschriebenen Weise noch in die Inhalationsleitung 3 geschaltet ist, wird das Ventil 26 so betätigt, daß die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 über die Leitung 28 an die Leitung 4 angeschlossen wird und somit die Kohlendioxidkonzentration oder den Kohlendioxidpartialdruck des Atmungsgases, das der untersuchte Patient inhaliert und exhaliert, mißt.
Die Konzentration oder der Partialdruck des Kohlendioxids im Atm ungsgas variiert, wie durch die Kurve der Figur 2b gezeigt, d.h. während jeder Inhalation ist die Kohlendioxidkonzentration praktisch Null, da der Kohlendioxidabsorber 19 in die Inhalationsleitung geschaltet ist, während einer jeden Exhalation die Kohlendioxidkonzentration des Atmungsgases auf einen Maximalwert Petco2, den sogenannten endtidalen Kohlendioxidpartialdruck, am Ende der Exhalation ansteigt. Dieser maximale Kohlendioxidpartialdruck des am Ende einer jeden Exhalation exhalierten Gases (dieses Gas kommt von der Basis der Lunge) kann im wesentlichen mit dein Kohlendioxidpartialdruck des arteriellen Blutes von der Lunge, d.h. PaC02, gleichgesetzt werden, wenn eine vollständig gesunde Lunge vorhanden ist, bei der ein vollständiger Gasaustauschkontakt zwischen dem gesamten Blutfluß durch die Lunge und dem in der Lunge enthaltenen Atmungsgas stattfindet.
Daraufhin wird das Ventil 24 betätigt, so daß der Kohlendioxidabsorber 19 von der Inhalationsleitung 3 getrennt und kein Kohlendioxid von dem vom Patienten aus dem Speicher 1 durch die Inhalationsleitung 3 inhalierten Gas entfernt wird. Die Betätigung des Ventils 24 wird unmittelbar und vorzugsweise am Ende einer Exhalation durchgeführt.
Wenn der angeschlossene Patient dann weiterhin aus dem Speicher 1 inhaliert und in den Speicher exhaliert, während der Kohlendioxidabsorber 19 abgetrennt ist, steigt die endtidale Kohlendioxidkonzentration PetC02, gemessen durch die Kohlendioxidmeßvorrichtung 25 über das Ventil 26 und die Leitung 28, des durch die Leitung 4 vom angeschlossenen Patienten exhalierten Gases für nachfolgende Atmungsvorgänge exponentiell in der in Figur 3 dargestellten Art und Weise an und nähert sich einem asymptotischen Wert PAetC02, den die Recheneinheit 30d nach einigen (3-5) Atmungszyklen ermitteln kann. Dieser asymptotische Wert PAetC02 entspricht dem Kohlendioxidpartialdruck PvC02 des gemischten venösen Blutes.
Die vorstehend wiedergegebene Beziehung (3) (PAetC02-PetC02) kann daher für (PvC02-PaC02) substituiert werden, so daß sich die nachfolgende Gleichung ergibt.
Hierdurch wird auch irgendeine verschlechterte Funktion der Lunge berücksichtigt, so daß der auf diese Weise errechnete Blutdurchsatz Qp ein Naß für den Lungenblutdurchfluß oder die Lungenperfusion gemäß der anfangs wiedergegebenen Definition darstellt, d.h. den Blutdurchfluß durch die Lunge, der in Gasaustauschkontakt mit dem in der Lunge enthaltenen Atmungsgas gebracht worden ist.
Wie vorstehend erwähnt, stellt der Faktor Sc in der Gleichung (4) einen bekannten Faktor dar. Alle anderen Größen werden in der vorstehend beschriebenen Weise mit Hilfe der erfindungsgemäßen Vorrichtung gemessen. Daher kawi die Recheneinheit 30 den Lungenblutdurchsatz Qp unter Verwendung von Gleichung (4) berechnen.
Darüber hinaus kann die Recheneinheit so ausgebildet sein, daß sie das Lungenvolumen LV für Kohlendioxid unter Verwendung der Gleichung
berechnet, worin T die Zeitkonstante für die exponentiell ansteigende Kurve in Figur 3 und PB der atmosphärische Druck sind. In diesem Zusammenhang ist zu bemerken, daß das Lungenvolumen LV für Kohlendioxid, das auf diese Weise berechnet wird, nicht identisch ist mit dem Gasfüllvolumen der Lunge, da ein gewisser Anteil des Kohlendioxids im Lungengewebe gelöst wird.
Gemäß einem weiteren vorteilhaften Merkmal der Erfindung kann die Vorrichtung eine Vorrichtung zum Steuern der Zuführung von reinem Sauerstoff zum Speicher 1 über eine Leitung 7 umfassen, wie in Figur 1 gezeigt. Diese Vorrichtung kann eine geeignete Sauerstoffquelle 8 mit konstantem Druck (nicht im einzelnen gezeigt) aufweisen, die über ein steuerbares EIN-AUS-Ventil 9 und eine Drossel 10 an die Leitung 7 und somit den Speicher 1 angeschlossen sein kann. Während der an die Leitung 4 angeschlossene Patient in der vorstehend beschriebenen Weise untersucht wird, wird das Ventil 9 von der der Ultraschalldistanzmeßvorrichtung 17 zugeordneten Signalverarbeitungseinheit 18 derart gesteuert, daß eine ausreichende Menge an reinem Sauerstoff über die Leitung 7 dem Speicher 1 zugeführt wird, um sicherzustellen, daß das Volumen des Speichers 1 bei einem vorgegebenen Punkt in jedem Atmungszyklus, vorzugsweise am Ende einer jeden Exhalation, d.h. wenn der Speicher 1 sein größtes Volumen besitzt, ini wesentlichen gleich ist.
Auf diese Weise entspricht das dem Speicher 1 so zugeführte Sauerstoffvolumen der vom untersuchten Patient verbrauchten Sauerstoffmenge. Diese verbrauchte Sauerstoffmenge Vo2 kann sofort ermittelt werden, indem die dem Speicher 1 über die Leitung 7 zugeführte Sauerstoffmenge gemessen wird. Dies kann durchgeführt werden, indem man die das Ventil 9 steuernde Einheit 18 in einer geeigneten Weise die Zeit messen läßt, während der das Ventil 9 offengehalten wird, und den Meßwert V&sub0;&sub2; der Recheneinheit 30 zuführen läßt.
Unter Verwendung des Wertes V&sub0;&sub2; des Sauerstoffverbrauches des untersuchten Patienten kann die Recheneinheit 30 den Atmungsquotient RQ des Patienten unter Verwendung der Beziehung
berechnen. Da darüber hinaus das vorstehend beschriebene Prinzip für den Kohlendioxidausgleich in bezug auf die Lunge auch für den Sauerstoffausgleich Anwendung finden kann, ist es möglich analog zur vorstehend wiedergegebenen Gleichung (2) die folgende Beziehung aufzustellen:
worin Ca02 und Cv02 der Sauerstoffgehalt im arteriellen Blut und der Sauerstoffgehalt im gemischten venösen Blut bedeuten.
Die Beziehung des Sauerstoffgehaltess C&sub0;&sub2; zu der Sauerstoffsättigung S&sub0;&sub2; des Blutes und dem Sauerstoffpartialdruck P&sub0;&sub2; läßt sich durch die bekannte Beziehung wiedergeben
C&sub0;&sub2; = S&sub0;&sub2; x Hb x 1,34 + 0,0029 P&sub0;&sub2; (8)
die natürlich sowohl für arterielles Blut als auch für venöses Blut gültig ist. Wenn man voraussetzt, daß der letzte kleine Korrekturwert normale physiologische Werte besitzt, ist es somit möglich, die Beziehung (8) zur Aufstellung der nachfolgenden Beziehung zu verwenden
worin Sv02 und Sa02 die Sauerstoff sättigung ausgedrückt in Prozent im gemischten venösen Blut und im arteriellen Blut wiedergeben.
Unter Verwendung der Beziehungen (4) und (7) kann die Größe (Ca02 - Cv02) in Beziehung (9) durch eine Größe ersetzt werden, die nur die Parameter umfaßt, die in der vorstehend beschriebenen Weise durch die erfindungsgemäße Vorrichtung gemessen wurden. Eine derartige Substitution führt zu der folgenden Beziehung
worin die Sauerstoffsättigung Sv02 des gemischten Venösen Blutes als Prozentsatz ausgedrückt ist und die Sauerstoffsättigung Sa02 des arteriellen Blutes auf 98 % für eine gesunde Person gesetzt wurde.
Wenn die Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes Sa02 des untersuchten Patienten separat in einer geeigneten bekannten Weise gemessen wird, beispielsweise nicht-invasiv mit Hilfe eines Puls-Oxymeters, und der Meßwert der Recheneinheit 30 zugeführt wird, kann der vom Herzen des untersuchten Patienten abgegebene Blutdurchsatz Q, d.h. das sogenannte Minutenherzvolumen oder die Herzleistung, berechnet werden, indem die folgende Beziehung verwendet wird:
worin Qp aus der Beziehung (4) erhalten wird und Sv02 aus der Beziehung (10) erhalten wird.
Bei der vorhergehenden Beschreibung wurde vorausgesetzt, daß der untersuchte Patient spontan ohne Hilfe atmen kann. Damit die Vorrichtung auch für einen Patienten verwendet werden kann, der nicht ohne Hilfe auf zufriedenstellende Weise atmen kann und somit an ein Beatmungsgerät angeschlossen werden muß, um die entsprechende Atmungshilfe zu erhalten, kann die erfindungsgemäß ausgebildete Vorrichtung vorteilhafterweise mit zusätzlichen Komponenten versehen sein, wie in Figur 1 gezeigt. Diese zusätzlichen Komponenten umfassen ein starres abgedichtetes Gefäß 13 mit konstantem Volumen, das den veränderlichen Speicher 1 umgibt.
Das Innere des Speichers 1 ist an eine Leitung 11 angeschlossen, die ein Absperrventil 12 enthält und über einen herkömmlichen, nur schematisch gezeigten Y-Verbinder 20 mit der Inhalations- und Exhalationsleitung 21, 22 eines Beatmungsgerätes 23, das den untersuchten Patienten bei der Atmung unterstützt, verbunden.
Ferner ist das Innere des äußeren starren Gehäuses 13 an eine Leitung 14 angeschlossen, die mit der Leitung 11 derart in Verbindung steht, daß eine konstante Verbindung mit der Inhalations- und Exhalationsleitung 21, 22 des Beatmungsgerätes 23 hergestellt wird.
Wenn am an die Leitung 4 angeschlossenen Patienten keine Messung durchgeführt wird, wird das Absperrventil 12 der Leitung 11 offengehalten, so daß der Patient über den Speicher 1 mit dem Beatmungsgerät in Verbindung steht und sowohl das erforderliche Atmungsgas als auch die erforderliche Atmungshilfe vom Beatmungsgerät empfängt. Während am Patienten eine Messung in der vorstehend beschriebenen Weise durchgeführt wird, wird das Ventil 12 gerade geschlossen gehalten, so daß der Patient nur in den Speicher 1 und aus dem Speicher atmet. Der Patient erhält jedoch noch die erforderliche Atmungshilfe vom Beatmungsgerät 23 aufgrund des Drucks im äußeren starren Gehäuse 13, das den veränderlichen Speicher 1 umgibt, der sich mit dem Arbeitstempo des Beatmungsgerätes 23 verändert. Wenn der an die Vorrichtung angeschlossene Patient keine Atmungshilfe benötigt und selbst atmen kann, wird die Leitung 11 einfach vom Beatmungsgerät 23 getrennt und mit der umgebenden Atmosphäre in Verbindung gebracht.
Wie aus der vorhergehenden Beschreibung deutlich wird, sind diverse zusätzliche andere Ausführungsformen und Modifikationen der erfindungsgemäßen Vorrichtung im Rahmen der Erfindung möglich. Beispielsweise kann der Speicher 1, der in bezug auf sein Volumen variabel ist, auf diverse unterschiedliche Weise ausgebildet sein, wie dies auch für die Einrichtungen zur wahlweisen Verbindung des Kohlendioxidabsorbers und der Kohlendioxidmeßvorrichtung zutrifft. Natürlich können auch die Einrichtungen zum Überwachen des Volumens des Speichers 1 auf verschiedene unterschiedliche Art und Weisen ausgebildet sein.

Claims

1. Vorrichtung zum Prüfen und Messen der Lungenfunktion eines Patienten mit

a) einem abgedichteten Speicher (1) mit veränderlichem Volumen,

b) einer Inhalationsleitung (3) und einer Exhalationsleitung (2), die mit dem Speicher (1) verbunden sind und Einwegventileinrichtungen (5,6) aufweisen, die einen Gasdurchfluß durch die Inhalationsleitung nur in der Richtung vom Speicher und einen Gasdurchfluß durch die Exhalationsleitung nur in der Richtung zum Speicher ermöglichen,

c) ersten Verbindungseinrichtungen (4) zum Verbinden der Inhalationsleitung (3) und der Exhalationsleitung (2) mit dem Atmungstrakt eines zu untersuchenden Patienten derart, daß der Patient durch die Inhalationsleitung vom Speicher (1) inhalieren und durch die Exhalationsleitung in den Speicher exhalieren kann,

d) Kohlendioxidabsorptionseinrichtungen (19) zum Entfernen von Kohlendioxid aus einem durch die Inhalationsleitung (3) strömenden Gasstrom,

e) Überwachungseinrichtungen (17,18) zum Überwachen der volumetrischen Änderungen des Speichers (1), die aus der Inhalation und Exhalation resultieren, und zum Bestimmen der Gesamtventilationsrate des Patienten, gekennzeichnet durch

Einrichtungen (24) zum wahlweisen Einschalten der Kohlendioxidabsorptionseinrichtungen (19) in die Inhalationsleitung (3),

Konzentrationsmesseinrichtungen (25) zum Messen der Kohlendioxidkonzentration eines Gasgemisches,

zweite Verbindungseinrichtungen (26) zum Verbinden der Konzentrationsmesseinrichtungen (25) mit dem Inneren des Speichers (1) und mit den ersten Verbindungseinrichtungen (4) und

eine Recheneinheit (30), die an die Konzentrationsmesseinrichtungen (25) und die Überwachungseinrichtungen (17,18) angeschlossen ist und den Lungenblutdurchfluß Qp des Patienten gemaß der nachfolgenden Gleichung berechnen kann:

worin bedeuten

MV die Gesamtventilationsrate des Patienten,

PeC02 die Kohlendioxidkonzentration im Speicher (1) bei Gleichgewicht, wenn der Patient aus dem Speicher (1) inhaliert und in den Speicher (1) exhaliert, wobei die Kohlendioxidabsorptionseinrichtungen (19) in die Inhalationsleitung (3) eingeschaltet sind,

PetC02 die Kohlendioxidkonzentration des vom Patienten am Ende einer Exhalation exhalierten Gases, wobei die Kohlendioxidabsorptionseinrichtungen (19) in die Inhalationsleitung (3) eingeschaltet sind,

PAetC02 der asymptotische Wert, dem sich die Kohlendioxidkonzentration des vom Patienten exhalierten Gases am Ende einer jeden Exhalation annähert, wenn der Patient in den Speicher (1) inhaliert und aus dem Speicher (1) exhaliert, wobei die Kohlendioxidabsorptionseinrichtungen (19) von der Inhalationseinrichtung (3) getrennt sind, und

SC eine bekannte Konstante, die der Steigung der Kohlendioxiddissoziationskurve entspricht, die die Beziehung zwischen dem Kohlendioxidanteil in Blut und dem entsprechenden Kohlendioxidpartialdruck wiedergibt.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Konzentrationsmesseinrichtungen (25) wahlweise und abwechselnd mit dem Inneren des Speichers (1) und mit den ersten Verbindungseinrichtungen (4) verbindbar sind.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Recheneinheit (30) des weiteren in der Lage ist, die Größe der Kohlendioxidentfernung VC02 aus den Lungen des Patienten im wesentlichen gemäß der Gleichung

VC02 = PeC02 X MV

zu berechnen.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Recheneinheit (30) des weiteren das Lungenvolumen LV des Patienten für Kohlendioxid im wesentlichen gemäß der Gleichung

berechnen kann, worin bedeuten

T die Zeitkonstante für den exponentiellen Anstieg von PetC02, wenn der Patient vom Speicher (1) inhaliert und in den Speicher (1) exhaliert, wobei die Kohlendioxidabsorptionseinrichtungen (19) von der Inhalationsleitung (3) getrennt sind,

PB der atmosphärische Druck.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2-4, dadurch gekennzeichnet, daß sie durch die Überwachungseinrichtungen (17,18) gesteuerte Einrichtungen (8,9,10) zum Zuführen von reinem Sauerstoff zum Speicher (1) in solchen Mengen, daß das Speichervolumen an einem vorgegebenden Punkt eines jeden Atmungszyklus des Patienten im wesentlichen gleich ist, und Einrichtungen (18) zum Messen der Menge Vo2 an Sauerstoff, die dem Speicher (1) pro Zeiteinheit zugeführt wird, umfasst.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Recheneinheit (30) des weiteren den Atmungsquotienten RQ im wesentlichen gemäß der Gleichung

berechnen kann.

7. Vorrichtung nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Recheneinheit (30) des weiteren die Sauerstoffsättigung des gemischten venösen Blutes des Patienten im wesentlichen gemäß der Gleichung berechnen kann, worin Hb die Hämoglobinkonzentration des Patienten ist und davon ausgegangen wird, daß die Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes bei einer gesunden Person 98 % beträgt.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 5-7, dadurch gekennzeichnet, daß die Recheneinheit (30) des weiteren die Herzleistung Q des Patienten im wesentlichen gemäß der Gleichung

berechnen kann, worin Sa02 die Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes des Patienten, separat gemessen, darstellt.

9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1-8, dadurch gekennzeichnet, daß sie des weiteren ein äußeres starres Gehäuse (13) mit festem Volumen, das in abgedichteter Weise den Speicher (1) umgibt, eine Verbindungsleitung (14) zum konstanten Verbinden des Inneren des starren Gehäuses mit der Inhalations- und Exhalationsleitung (21,22) des Atemgerätes (23) zum Abgeben und Aufnehmen von Atmungsgas und eine Verbindungsleitung (11) umfasst, die Absperreinrichtungen (12) zum Verbinden des Inneren des veränderlichen Speichers (1) mit der Inhalations- und Exhalationsleitung (21,22) des Atemgerätes (23) aufweist.