FI61272C - Elektronisk och automatisk anordning foer maetande av bronkernas stroemningsmotstaond och lugnvaevnadens elasticitet - Google Patents

Description

GjSr^l ΓβΊ kuulutusjulkaisu LBJ (") UTLÄGGNINGSSKRIFT ° I l /2 C Patentti myönnetty 12 07 1002 *^5v^ ” Patent meidelat ^ (51) Kv.ik?/Int.cu1 A 61 B 5/08 SUOMI —FINLAND (21) P»t.nttlh«k.inu.-Pw*nt«n.eicnlog 7513½ (22) HakamltpUvi — AiMttknlngriaf 07 05.75 (23) AlkupUvt—Giltighvudag 07.05.75 (41) Tulkit |ulkl*«ktl — Bllvlt offwitllg 09.11.75

Patentti- ja rekisterihallitus .......... - . . . .....

' (44) Nlhavtkslpmoi» |t kuuL|ulkal$un pvm. —

Patent- och registerstyrelsen ' AmMun uttagd och utl.»krifwn publksred 31.03.82

(32)(33)(31) Pyydetty utuolkuu·—Begird prloritet 08.05.7U

Belgia-Belgien(BE) lU^095 Toteennäytetty-Styrkt (71) Soram S.A., 1, rue de la Cite, 1205 Geneve, Sveitsi-Schvieiz(CH) (72) Claude Gillard, Bryssel, Marcel Mauroy, Nouvelles, Belgia-Belgien(BE) (7½ Oy Kolster Ab (5½ Elektroninen ja automaattinen laite keuhkoputkien virtausvastuksen ja keuhkokudoksen kimmoisuuden mittaamista varten - Elektronisk och auto-matisk anordning för mätande av bronkernas strömningsmotständ och lung-vävnadens elasticitet

Keksintö koskee elektronista laitetta keuhkoputkien ilmanvirtausvastuk-sen R automaattiseksi mittaamiseksi ja jatkuvaksi samanaikaiseksi näyttämiseksi, jossa laitteessa on mitta-anturi endotorakaalipaineen p(t) ja sisäänhengitys-ilmavirtauksen tai -virtausmäärän v(t) havaitsemiseksi ja näiden arvojen muuttamiseksi analogisiksi sähköjännitteiksi, integraattorikytkentä tilavuussignaalin muodostamiseksi ilmavirtaus- tai määräsignaaleista ja laskentapiiri virtausvastuksen määräämiseksi painesignaalista ja määräsignaalista.

Kuten tiedetään, on hyvin tärkeää, että lääkäri pystyy mittaamaan nämä parametrit saadakseen selville potilaan hengitysteiden kunnon yleensä tai niihin esimerkiksi onnettomuuden aiheuttamat muutokset. Lääketiede soveltaa tähän tarkoitukseen erilaisia menetelmiä, joille on yhteistä, että rintaontelon sisäisen paineen vaihtelu saadaan selville suun kautta tapahtuvalla katetri-tutkimuksella. Po. menetelmät erotetaan toisistaan sen mukaan, voidaanko em. parametrit määrätä niiden avulla yhdessä tai erikseen.

Menetelmässä, jonka mukaan parametrit R ja E määrätään samanaikaisesti, rekisteröidään siis samalla kertaa ajan funktiona rintaontelon si- 61272 säisen paineen vaihtelu, sisään- ja uloshengitysvirtauksen määrä sekä keuhkojen tilavuuden vaihtelu (integroimalla hengitysvirtaus jatkuvasti). Tällöin voidaan graafisena analyysina määrätä hengitysvirtausvastuksen (R) ia keuhkokudoksen kimmoisuuden (E) arvo koko hengitystapahtuman toista osa-vaihetta varten, jolloin sisään- ja uloshengitystoiminto analysoidaan siis erikseen.

Tämän menetelmän epäkohtana on lähinnä se, että rintaontelon sisäisen paineen selvillesaaminen edellyttää suun kautta suoritettavaa katetri-tutkimusta. Se on potilaan kannalta usein kuitenkin melko hankala operaatio, eikä sitä voida kovin tiheästi uusia. Lisäksi sydänäänien po. laitteeseen piirtämät valtimokäyrät ovat usein melko selviä, joten ne häiritsevät hengitysvirtaustutkimusten arvojen tarkkaa määrittämistä. Graafinen analyysi ja sen perusteella suoritettavat laskutoimitukset vievät lisäksi melko paljon aikaa, varsinkin silloin, kun halutaan tutkia riittävä määrä erillisiä sisään- ja uloshengitystoimintoja.

Parametrin R määrittämiseen käytettävän menetelmän (ns. keskeytys-nenetelmä) mukaan rekisteröidään samanaikaieesti tiettynä ajanjaksona hengi tysvirtauksen määrä ja virtauspaine.

Kun hengitysvirtaus keskeytyy hetkeksi, suussa ja keuhkorakkuloissa esiintyvä paine tulee periaatteessa myös hetkeksi samanlaiseksi. Suussa ja keuhkorakkuloissa esiintyvää paine-eroa verrataan sitten vastaavaan hengi-tysvirtausmäärään, jolloin parametristä R saadaan arviolukema.

Käytännössä on kuitenkin niin, että koska hengitykseen liittyy melko yleisesti aina jonkin verran epätahtisuutta,keuhkorakkuloissa ja suussa olevan paineen tasapainottumiseen tarvittava aika on usein pitempi kuin hen-gitysvirtauksen keskeyttämisaika. Sen vuoksi hengitysvirtauksen keskeyttäminen päättyy jo ennen kuin po. paineet ovat ehtineet täysin tasapainottua, niin että keuhkorakkuloiden paine rekisteröityy todellista pienempänä. Tästä on taas seurauksena, että Rin mittaamisessa syntyy melkoinen virhe.

Kun R määrätään taas eräällä toisella menetelmällä, ts. pletysmogra-filla 1. pulseintilavuusmittarilla, rekisteröidään suorakulmakoordinaateille samanaikaisesti sekä hengitysvirtausmäärä että ns. intrapletysmograafinen paine (pression intrapltthysmographique), joka vastaa keuhkorakkuloiden sisäistä painetta. Tällöin käytetään apuna korjausta, joka on saatu vertaamalla etukäteen toisaalta pletysmografikammion tilavuutta ja toisaalta lepotilassa olevien keuhkojen tilavuutta.

Tällä menetelmällä saadaankin tarkat tulokset, joita voidaan hyvin soveltaa normaaleihin tai normaalista suhteellisenavähän poikkeaviin bronki-aalivastuksiin R.

3 61272

Kuitenkin siinä tapauksessa, että hengitysteiden seinämien ominais-kimmoisuus pääsee vaikuttamaan tuntuvasti mittaukseen. Tuloksena voi olla suurikin vaihesiirtymä hengitysvirtausta vastaavan signaalin Ja alveolaaris-ta painetta 1. keuhkorakkuloiden painetta vastaavan signaalin välillä. Sitäpaitsi vaihesiirtymä voi vaihdella jopa saman hengitystoiminnon aikana. Tästä johtuen tangenttien piirtäminen paine- ja virtausmääräkäyrien käänne-pisteisiin muodostuu joissakin tapauksissa hyvin vaikeaksi.

Ja lisäksi, vaikka lineaarinen arviointi sopiikin yksinkertaisille käyrille, sitä ei voida soveltaa enää sellaisille käyrille, joissa on vaihesiirtymä ja huomattava distorsio 1. vääristymä. Lineaarisessa arvioinnissa jää siis kokonaan huomioimatta näiden kahden peruspisteen (virtausmäärä ja paine) välisen ilmiön kehittyminen. Sitäpaitsi po. pisteetkin joudutaan usein määräämään melko lailla arviovaraisesti. Alan kirjallisuudessa on myös riittävästi todisteita näistä po. mittaukseen liittyvistä epätarkkuuksista: po. vastukset määrätään nimittäin joskus maksimivirtauksella, joskus taas maksimipaineella, saksalaiset puhuvat kokonaisvastuksista, ja joskus vastukset määrätään ainoastaan uloshengitystoiminnon päättyessä, jne.

Brään, parametrin E mittaamiseen käytettävän menetelmän mukaan rekisteröidään samanaikaisesti suorakulmakoordinaatteihin rintaontelon sisäinen paine ja keuhkojen tilavuuden vaihtelu (spirografia tai pneumotakogra-filla saadun virtausmäärän integrointi).

Parametri E määräytyy keuhkojen maksimi- ja minimitilavuutta vastaavat pisteet yhdistävän suoran kaltevuuden mukaan (virtausmäärän inversio).

Tässäkin menetelmässä rintaontelon sisäinen paine voidaan määrätä ainoastaan suun kautta suoritettavalla katetroinnilla. Katetrin halkaisija ja pituus ovat tällöin hyvin ratkaisevia, samoin tutkimuksessa käytettävän hengitysilmasäiliön laatu, ya. tutkimukseen kuuluvien instrumenttien ominaisuudet ja tehot. Vaatimukset ovat tällöin todella niin ankarat, että pienikin poikkeaminen niistä voi aiheuttaa suuria virheitä.

Sen lisäksi, että tällainen tutkimusmenetelmä on potilaan kannalta hyvin epämiellyttävä, sillä saatavia E:n ja R:n arvoja on mahdoton määrittää tarkasti.

Tämä johtuu taas lähinnä siitä, että parametreistä mitatut arvot riippuvat toisaalta saatujen signaalien voimakkuudesta, koska po. järjestelmä on epälineaarinen, ja toisaalta taas saatujen signaalien spektraali-tyypistä, joka riippuu taas suuresti erilaisista häiriötekijöistä, esim. sydänäänistä, jotka vaikuttavat hengitysteiden painemittaukseen, tai hengitysteissä tapahtuvista supistuksista.

4 61272

Mittauksiin on joissakin tapauksissa käytetty insinööreille tuttua tekniikkaa, ts. perusvärähtelyä, joka vähentää tuntuvasti voimakkaiden häiriötekijöiden vaikutusta. Tällaisissa keksinnöissä ehdotettu menetelmä edellyttää nauha- 1. kaistasuodattimia, jotka on säädetty hengitystaajuuden mukaan, ja suoritetaan graafisena analyysina. Tässä menetelmässä on kuitenkin melkoinen epäkohta. Suodattimien on oltava erittäin selektiivisiä 1. va-lintatarkkoja, koska ne eivät muuten ole riittävän tehokkaita. Hengitystaa-juuden on siis oltava hyvin tasainen, mikä on taae käytännössä mahdollista vain hyvin treenattujen henkilöiden ollessa kysymyksessä.

Nyt esiteltävän keksinnön mukaisella laitteella pystytään eliminoimaan kaikki edellä selostetut epäkohdat. Sillä voidaan tuntuvasti vähentää em. häiriötekijöiden vaikutusta, laskutoimitukset pystytään suorittamaan jatkuvana toimintona ja ilmaisemaan numeerisesti molempien parametrien -vastuksen (R) ja kimmoisuuden (E)-arvot. Lisäksi laite laskee automaattisesti hengitysteiden vastuksen ja keuhkokudoksen kimmoisuuden kahden sähkö-signaalin perusteella. Toinen signaali vastaa hengitysvirtausta Ja toinen rintaontelon sisäistä painetta. Laitteen mittausinstrumentti ei häiriinny käytännöllisesti katsoen lainkaan po. signaalien pienistä poikkeamista, värähtelykomponenteista, sydänäänistä eikä myöskään ns. sivuhurinasta.

Kaikkien edellä mainittujen klassisten menetelmien epäkohtana on lisäksi se, että niitä voidaan käyttää vain vähän aikaa. Pletymosgrafia 1. pulssintilavuusmittaria samoin kuin hengityksen keskeyttämistäkin voidaan soveltaa korkeintaan muutamia minuutteja. Suun kautta työnnettävää sondiakaan ei voida käyttää muutamia kymmeniä minuutteja kauempaa.

Keksinnön mukaisessa laitteessa voidaan käyttää hyväksi laskimopai-netta mitattaessa rintaontelon sisäisen paineen vaihtelun hengityskompo-nenttia, koska tällöin on huomioitu tehokkaasti systo-diastolisen paineen vaihteluiden erottelu. Laskimokatetria voidaan pitää potilaassa useita päiviä, jopa viikkoja. Hyvin usein leikkauspotilaille tai teho-osastolla oleville potilaille joudutaan panemaan laskimokatetri solisluun alle, Joten rintaontelon sisäisen paineen mittaaminen ei aiheuta potilaalle enää lisä-rasitusta. Lisäksi ruokatorvi jää tällöin vapaaksi varsinaisia tehotoimen-piteitä varten, esimerkiksi potilaan ruokkimiseen ja vatsaleikkauspotilail-le käytettäville erilaisille letkuille.

Nain ollen parametrien R ja E arvojen jatkuvaa mittaamista varten joudutaan potilaalle, joka on tajuissaan tai tajuton, järjestämään edelli- 5 61272 sen lisäksi vain hengitysvirtausmittaus esimerkiksi pneumot&kografin avulla. Mahdollisesti tarvitaan myös hengityslaitetta.

Vielä on huomattava, että nykyään ko. tarkoitukseen sovellettavat laitteet, varsinkin pletysmogxafi, ovat kooltaan niin suuria, ettei niitä voida juuri käyttää leikkaussaleissa eikä tehostetun hoidon yhteydessä. Tällöin syntyisi lisäksi melkein voittamattomia sterilointivaikeuksia. Sen sijaan keksinnön mukainen laite on suhteellisen pieni, joten sitä voidaan käyttää jatkuvasti teho-osastoilla tai leikkauksen jälkeen suoritettavaan potilaan tarkkailuun, jopa leikkauksen aikanakin. Laitetta käytettäessä ei esiinny sanottavia sterilointipulmia, ja pienestä tilantarpeesta johtuen häiritsemättä kirurgien työskentelyä.

Keksinnön mukainen elektroninen ja automaattinen laite on siis tarkoitettu hengitysteissä virtaava ilman vastuksen ja keuhkokudoksen kimmoisuuden jatkuvaan ja samanaikaisesti tapahtuvaan mittaamiseen ja numeeriseen rekisteröintiin. Po. parametreistä käytetään tällöin symboleja R ja E. Mittaus perustuu signaaleihin, jotka vastaavat potilaan hengitysvirtausmäärää ja rintaontelon sisäisen paineen vaihtelua. Laitteelle on tunnusomaista, että laskentapiiri virtausvastuksen määräämiseksi sisältää differentiaali-vahvistimen, jonka yhdessä sisäänmenossa on painesignaali, että differentiaalivahvistimen ulostulosignaalia multiplikaattori/vaiheenilmaisimessa verrataan ilmavirtaus- tai määräsignaaliin, että multiplikaattori/vaiheenil-maisimen ulostulosignaali johdetaan integraattorirekisteriin, jonka ulostulosignaali määräsignaalilla kertomisen jälkeen, johdetaan differentiaali-vahvistimen toiseen sisääntuloon ja että integraattorirekisterin ulostulosignaali johdetaan näyttölaitteeseen jota ohjaa vaiheenilmalsimen ulostulosignaali.

Paineen esivahvistin ja virtausintegraattori, jotka syöttävät molempia edellä selostettuja automaattisia mittausyksiköltä, on kumpikin varustettu lisälaitteella, joka on tarkoitettu kumoamaan jokaista hengityspe-rodia koskeva painevaihtelun tai tilavuuden vaihtelun keskiarvo niin että näiden signaalien pienet poikkeamat eivät vaikuta sanottavasti parametrien R ja E mittaustarkkuuteen.

6 61272

Molemmat parametrien S ja S mittaamiseen tarkoitetut automaattiset järjestelmät synnyttävät signaaleja, jotka pystyvät mittaamaan kummankin parametrin epäsymmetrian sekä syöttämään elektronista päätöskäsky- ja muis-tiyksikköä, jolla po. parametreistä saadaan numeerinen ilmaisu, kun tasapainotilaan on päästy, mutta joka suorittaa hälytyksen ja pitää viimeisen oikean tuloksen muistissa heti mittausolosuhteiden muuttuessa. Elektroni-laitteen ansiosta laitteen käyttäjä voi lisäksi säätää nollaan nämä molemmat automaattijärjestelmät.

Keksinnön mukaisella laitteella voidaan käyttää hyväksi ns. tila-vuussignaalia, joka on saatu rintaontelon impedanssivaihtelun avulla, sekä virtauseignaalia, joka on saatu tilavuussignaalin derivaattorin avulla.

Lisäksi keksinnön mukaisella laitteella pystytään käyttämään hyväksi laskimoista mitattuja rintaontelon sisäisiä paineita.

Keksinnön mukaisen laitteen rakenneosat käsittävään runkokoteloon voidaan haluttaessa sijoittaa myös virtausintegraattori (voi olla myös eri yksikkönä), jompikumpi automaattinen mittausyksikkö R ja E sekä elektroninen päätöskäsky- ja muistiyksikkö (voi olla myös erikseen).

Oheisissa piirustuksissa esitetyt viisi ensimmäistä kuvaa havainnollistavat parametrien E ja E mittaamiseen käytettyjä klassisia menetelmiä. Seuraavat kaksi kuvaa ovat taas esimerkki eräästä keksinnön rakenne- 1. suoritusmuodosta.

Koska elektronipiiritekniikka kehittyy jatkuvasti, on selvää, että kuvissa näkyvät piirit on otettu mukaan vain havainnollistamaan laitteen toimintaa, joten ne voidaan keksinnön suojapiiriä loukkaamatta helposti korvata muilla suorituskyvyltään vastaavilla piireillä. Nimenomaan alfa-signaalin synnyttävä integraattori voidaan korvata sellaisella vahvistus- tai integrointilaitteella, jonka vahvistuskerroin säädetään virtaussignaalin ja/tai hengitystaajuuden funktiona. Lisäksi tässä rakenne-esimerkissä ana-logiaperiaatteella järjestetyt toiminnot voidaan joko kokonaan tai osittain hoitaa numeerisesti.

On myös selvää, että kaikilla tässä esiintyvillä symboleilla, joita ei ole kuitenkaan selostettu lähemmin, on oma merkityksensä elektroniikassa, ja että niitä on käytetty luonnollisesti vain niille kuuluvissa tavanomaisissa toiminnoissa.

7 61272

Kuvioissa 1 ja 2 nähdään käyrät, jotka on saatu soveltamalla klassista menetelmää, jonka mukaan parametrit H ja E määrätään samanaikaisesti, kuviossa 3 on käyrät, jotka havainnollistavat klassista, ns. keskey-tysmenetelmää parametrin R mittaamiseksi, kuvioissa 4 ja 5 nähdään taas virtaus- ja painekäyrät, jotka on valmistettu pletysmografin käyttöön perustuvalla menetelmällä, kuvio 6 havainnollistaa keksinnön mukaisen laitteen sijoituskaavio- ta, ja kuviossa 7 on periaatekaavio kuvion 6 mukaisen laitteen elektroni-yksiköstä.

Klassiset käyrät la, Ib ja le (kuv. l) esittävät ajan T funktiona vastaavasti hengitysilmavirtausta V° (litraa/sek.) pulmonaarisen 1. keuhkojen tilavuuden V vaihtelua (litroina) ja pleuraalisen 1. keuhkopussin paineen Ppl vaihtelua (cm vettä). Näiden suureiden mittakaava näkyy kuvassa 1 vasemmalla. Se osa jokaisesta käyrästä, joka on aikaintervallien Tq-T2 ja T2~T^ välillä, vastaa taas yhden hengitystoiminnon sisään- ja uloshengitys-tä. Ordinaatat ja V°e (vastaavat ajat ja T^) esittävät sisään- ja uloshengityksen maksimivirtauksia, joita vastaavat puolestaan kuvan alaosassa näkyvät, sisäänhengityspainevastusta Pres1 ja uloshengityspainevastusta

Pres kuvaavat osat. Ordinaatta P . esittää elastisen paineen (keuhkojen e el kimmoisuuden) vaihtelua.

Graafisesti saadaan keuhkojen mukautuminen (compliance pulmonaire)

Cl, joka on keuhkojen kimmoisuuden E vastakohta,yhtälöstä:

Cl - - JL-

Pel E

sekä sisäänhengitysvastus R, ja uloshengitysvastus Ra yhtälöistä: X e

Press. Press i e H! - y°i Re " V°e

Klassiset käyrät 2a, 2b ja 2c (kuv. 2) vastaavat muuten kuvan 1 käyriä, mutta näissä on käytetty ruokatorven paineen (pression oesophagienne) P vaihtelua signaalina, joka vastaa rintaontelon sisäisen paineen vaihte-e s lua. Käyrissä voidaan todeta erityisesti jakso jaksolta toistuva aaltoilu sekä käyrän 2c monimutkaisuus.

β 61272

Klassiset käyrät 3a ja 3b (kuv. 3) kuvaavat keskeytetyn virtauksen V° lakia (litraa/sek.) ja suussa esiintyvän virtauspaineen Pfto vaihtelua senttimetreinä vettä ajan T funktiona. Vastaavat mitta-asteikot ovat kuviossa 3 oikealla. Kummankin käyrän aikaintervallien Tq-T^ ja T^-T^ välinen osa vastaa yhden hengitystapahtuman ulos- ja sisäänhengitystoimintoa. Mitatut vastukset ovat: P 5,5 R - ——- - - - 5,5 cm Ho0/litraa/sek.

y°e 1.0 2 ja P ς Ω H. » --- » —^— - 5,5 cm H^ö/litraa/sek.

1 ν°± 1,1 *

Klassisissa käyrissä 4a-4e (kuv. 4) abskisea esittää pulssin sisäisen paineen (pression intra-pläthysmographique) vaihtelun senttimetreinä vettä, ja ordinaatta taas hengitysvirtauksen määrän (litraa/sek.). Käyrien kaltevuus on tarkoitettu esittämään parametrin H keskiarvoa.

Kuvioista voidaan todeta, että kaltevuus on selvä käyrässä 4a. 4b:n kaltaisessa käyrässä tangenttiviiva on kaltevassa osassa vielä helppo tehdä, ja lineaarinen likiarviointi on vielä aiheellista. Sensijaan käyrissä 4c-4e tangentin piirtäminen tulee jo niin vaikeaksi, ettei likiarviointia kannata enää suorittaa.

Kuvion 5 esittämässä klassisessa käyrässä abskissan yläpuolella oleva käyrän osa vastaa sisäänhengitystä ja alapuolella oleva osa uloshengitystä. Pisteestä M piirretyt viivat, jotka vastaavat virtausmäärän ja paineen maksimiarvoja, esittävät joko "kokonaisvastuksia" R^, jotka on mitattu maksimi-paineella, tai "keskivastuksia" R, jotka on mitattu maksimivirtausmäärällä.

Näin ollen, kuten kuvioista käy selville, tämä klassinen menetelmä ajautuu karille siinä vaiheessa, kun hronkiaalivastukset poikkeavat normaalista.

Mitattaessa rintaontelon sisäisen paineen 1 vaihtelua (kuvat 6 ja 7) ja hengitysvirtausta 2 keksinnön mukaisella tavalla, painesignaali 3* joka on etukäteen vahvistettu vahvistimella 4 ja sen vähäinen poikkeama korjattu laitteella 5i syötetään differentiaalivahvistimen 7 tulokohtaan 6. Sitä vastoin virtausmäärää osoittava signaali Θ, joka on etukäteen vahvistettu vahvistimella 9 ja "kerrottu" jännitteellä alfa (kohta 10), ohjataan differentiaalivahvistimen 7 toiseen tulokohtaan 11. Näiden kahden signaalin eroa 12 verrataan vaiheessa virtausmääräsignaaliin Θ valheilmaisimen 13 avulla. Vaiheilmaisimeen kuuluu multiplikaattori 14 ja laskulaite, jolla 9 61272 lasketaan keskiarvo hengitysjaksosta. Laskulaitteeseen kuuluu lisäksi vah-vistinintegraattori 15» joka on yhdistetty suodattimeen 16, sekä elektroninen kytkin 17«, Kytkin on normaalisti auki ja sulkeutuu vain hyvin lyhyeksi ajaksi jokaisen hengitysperiodin kestäessä, niin että integraattori 15 saadaan jälleen nollaan.

Signaali 18, joka syntyy po. integraattorin ulosmenokohtaan ennen kytkimen 17 sulkeutumista, vastaa etsittyä keskiarvoa. Tämä on taas melkein suhteellinen poikkeamaan, joka vastaa 90° vaihesiirtymää em. signaalieron 12 ja virtausmääräsignaalin 8 välillä. Vaihepoikkeamat 18, jotka mitataan jokaisen hengitysperiodin aikana, kootaan integraattorimuistiyksikön 19 avulla. Siihen kuuluu vahvistin/integraattori, joka on yhdistetty elekroni-kytkimeen 20 ja käsikytkimeen 21, jolla suoritetaan säätö nollaan ja joka on normaalisti auki. Ennen kytkimen 17 sulkemista kytkin 20 suljetaan aivan lyhyeksi ajaksi, niin että signaali 18 pystytään siirtämään integranttori/-muietiykeikköön 19. Laitteen 19 lähtöjännite 22 kasvaa siis jokaisen hengitystoiminnon aikana, kunnes sen arvo alfa, joka on jo etukäteen vahvistettu laitteella 25, vastaa B:ää, Tämä saa puolestaan aikaan vaihepoikkeaman 18, joka vastaa nollaa laitteen 25 vakiojännitteen ollessa siis alfa.

Keksinnön mukaisen laitteen automaattinen yksikkö, jota käytetään parametrin E mittaamiseen, toimii muuten aivan edellä kuvatulla tavalla, mutta vahvistettu ja korjattu painesignaali 5 syötetään differentiaalivahvistimen 25 sisääntuloon 24, vahvistimen toisen sisääntulokohdan 26 ottaessa vastaan tilavuuseignaalin 27, joka on vahvistettu ja laittäella 28 pieneen poikkeamaansa nähden korjatun virtaussignaalin 8 integraali. Po. tila-vuussignaali 27 on "kerrottu" laitteessa 29 käyttämällä jännitettä beta, kohta 30. Elektroniset kytkimet 17, 51 ja 20, 32 ohjataan impulsseilla 33 ja 34, jotka ohjauslaite 33 on synnyttänyt virtaussignaalin 8 perusteella. Molemmat peräkkäiset impulssit 34 ja 33 saadaan aikaan klassisilla logiikkapiireillä virtauksen sivutessa nollaa sisäänhengityksen päättyessä.

Laite 5, jolla korjataan paineBignaalin pieni poikkeama, käsittää vahvistin/komparaattorin 36 ja laitteen 37, jolla lasketaan hengitysperiodin keskiarvo. Laskulaite 37 on varustettu elektronisella kytkimellä 38, jota ohjataan impulssilla 33* Laitteeseen kuuluu lisäksi integraattori/muis-tiyksikkö 39, jossa on impulssilla 34 ohjattu elektroninen kytkin 40.

Kytkin 38 on tavallisesti auki, mutta se sulkeutuu hyvin lyhyeksi ajaksi jokaisen hengitystoimihaon aikana, niin että laite 37 pystytään asettamaan nollaan. Signaali 41, joka tulee laitteen 37 ulosmenokohtaan ennen kytkimen 38 sulkeutumista, vastaa painesignaalin 42 keskiarvoa. Nämä jokaisen hengitystoiminnon aikana mitatut keskiarvot kerätään sitten inte-graattori/muistiyksikköön 39· 10 61272 Lähtöjännite 43 kasvaa siis jokaisella hengitystoiminnolla» kunnes se vahvistetun painesignaalin 1 avulla saa aikaan signaalin 42» jonka keskiarvo on nolla. Tähän tasapainotilaan päästään joidenkin hengitysperiodien jälkeen, mahdollisesti jo yhden periodin jälkeen, jos laitteiden 37 tai 39 vahvistus vaihtelee oikein hengitysperiodin funktiona.

Laite 28, joka on tarkoitettu virtausintegraattorin 44 pienien poikkeamien korjaamiseen, toimii samalla periaatteella kuin laite 5· Siinä on kuitenkin lisäksi impulssin 34 ohjaama elektroninen kytkin 45 ja impulssin 33 ohjaama elektroninen kytkin 46. Kytkin 45 siirtää integraattorin nolla-asentoon jokaisen hengitysjakson aikana ja kytkin 46 syöttää po. integraattorin sisääntuloon lyhytaikaisen impulssin, jonka korkeus on sellainen, että laitteen 49 laskema tilavuussignaalin 48 keskiarvo 47 on nolla.

Tämä tasapainotila saavutetaan uudestaan joidenkin hengitystoimintojen jälkeen, jopa jo yhden sisään- ja uloshengityksen tapahduttua, jos integraattorin 50 vahvistue vaihtelee oikeassa suhteessa hengitysperiodin funktiona.

Keksinnön mukaisen laitteen muisti- ja ilmaisinyksikkö 51 käsittää lähinnä laitteen 52, joka toimii vahvistimena silloin, kun kytkimet 53 ja 54 ovat kiinni, ja joka muodostaa taas muistipiirin kytkimien 53 ja 54 ollessa auki. Nämä elektroniset kytkimet 53 ja 54 ovat kiinni, kun signaali 18 (tai sen vasta-arvo Estä mitattaessa), joka ilmaisee epäsymmetrian, on riittävän pieni. Kytkimet avautuvat kuitenkin heti, kun signaali 18 on tarpeeksi suuri, jolloin laite 52 pystyy pitämään signaalin muistiyksikös-sään. Laite 52 antaa tällöin siis numeerisen signaalin 55, joka vastaa signaalin 10 viimeistä todettua oikeaa arvoa.

Kytkimien 53 ja 54 ohjausimpulssit syntyvät logiikkapiirissä, jota signaali 18 ja impulssi 34 syöttävät. Tämä logiikkapiiri synnyttää samanaikaisesti hälytyssignaalin 56, joka antaa valomerkin 57f niin pisin kuin R:n tai E:n laskuautomatiikat ovat poissa tasapainosta. Laitteen käyttäjä näkee tällöin, että laitteen osoittamat lukemat ovat muistiykeiköstä tulleita arvoja.

Laitteeseen on järjestetty neljä katkaisijaa 21 sen säätämiseksi nollaan.

Keksintö ei ole luonnollisestikaan rajoitettu vain edellä esimerkkinä selostettuun rakennemuotoon, vaan siihen voidaan sen suojapiiristä poikkeamatta tehdä myös muutoksia.

Claims (5)

1. Elektroninen laite keuhkoputkien i lmanvirtausvastukren l·’ automaattiseksi mitaamiseksi ja jatkuvaksi samanaikaiseksi näyttämiseksi, jossa laitteessa on mitta-anturi endotorakaalipaineen p(t) ja sisäänhengitysilmavirtauksen tai -virtausmäärän v(t) havaitsemiseksi ja näiden arvojen muuttamiseksi analogisiksi sähköjännitteiksi, integraattorikytkentä tilavuussignaalin muodostamiseksi ilmavirtausta: määräsignaalei sta ja laskentapa iri vi rtausvastuksen määräämä sek ·; painesignaalista ja määräsignaalista, tunnettu siitä, että laskentapiiri virtausvastuksen määräämiseksi sisältää differentiaali-vahvistimen (7), jonka yhdessä sisäänmenossa on painesignaali (3), että differentiaalivahvistimen (7) ulostulosignaalia mult i pii kaa t. to-y ri/vaiheenilmai s imessa (13) verrataan ilmavirtaus- tai määräs .ignau- liin (8), että multiplikaattori/vaiheenilmaisimen ulostulosignaali (18) johdetaan integraattorirekisteri in (19R), jonka ulostulosignaali (ab) määräsignaalilla (8) kertomisen jälkeen, johdetaan differentiaalivahvistimen (7) toiseen sisääntuloon ja että integraattorire-kisterin (19R) ulostulosignaali (ab) johdetaan näyttölaitteeseen (51R) jota ohjaa vaiheenilmaisimen (13) ulostulosignaali (18).

1 1 61 272 Patenttivaatimuks et:

2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen laite, tunnettu siitä, että ylimääräinen laskentapiiri keuhkokudoksen kimmoisuuden määräämiseksi sisältää differentiaalivahvistimen (25), jonka toisessa sisääntulossa on painesignaali (3), että differentiaalivahvistimen (25) ulostulosignaalia verrataan tilavuussignaalin (27) kanssa mui-tiplikaattori/vaiheenilmaisimessa (14E,15E), että multiplikaattor.i / vaiheenilmaisimen ulostulosignaali johdetaan integraattorirekisteriin (19E), jonka ulostulosignaali () tilavuussignaali11a (27) kertomisen jälkeen johdetaan differentiaalivahvistimen (25) toiseen sisään-menoon, ja että integraattorireki sterin ulostulosignaali (^/3) johde-taan näyttölaitteeseen (51 E), jota vaiheilmais imen ulostulosignaali johtaa.

3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen laite, tunnettu siitä, että johdin painesignaalia (3) varten on liitetty ensimmäiseen keskiarvcpiiriin (37), joka jokaisella hengitysjaksolla muodostaa painesignaalin keskiarvon (41), että keskiarvopairi on kytketty inte-graattorirekisterin (39) taakse, joka vastaanottaa yksittäisten hengi tysj aksoj en keskiarvot ja jonka ulostulosignaali. (43) korjatun pai -nesignaalin (3), joka johdetaan laskentapiiriin, muodostamiseksi vä- 61272 1 2 hennetään etuvahvistimen (H) ulostulosignaalista.

4. Jonkin patenttivaatimuksen 1...3 mukainen laite, tunnettu siitä, että integraattori (44) tilavuussignaalin (27) muodostamiseksi on liitetty toiseen keskiarvopiiriin (49), joka kullakin hengitysjaksolla muodostaa tilavuussignaalin t<eskiar'von ja jonka taakse on kytketty toinen integraattorirekisteri (50), joka vastaanottaa yksittäisten hengitysjaksojen keskiarvot ja jonka ulostulosignaali korjatun tilavuussignaalin muodostamiseksi on takaisin kytketty :ntegraattorin (44) sisääntuloon.

5. Jonkin edeltävän patenttivaatimuksen mukainen laite, t u n- n e t t u siitä, että vaiheenilmai sinten ulostulosi gnaali.t (1k) ja ilmanvirtausvastuksen ja keuhkokudoksen kimmoisuuden laskentapairit ohjaavat näyttölaitetta (51R,51Ej, joka ilmanvirtausvastuksella H näyttää i ntegraattorir eki st er in (19) ulostulosignaalin () arvon, kun kertojavaiheenilmais imen (13) virhesignaali (18) on kyllin pieni ja pitää integraattorirekisterin (19) ulostulosignaalin ( ) viimei sen näytetyn arvon tallennettuna ja antaa samanaikaisesti hälytys-signaalin (56) niin pian kuin virhesignaali (18) saa nollasta eriäviä arvoja, ja joka keuhkokudoksen elastisuudelle (E) antaa kyseisen integraattorirekisteri n ulostulosignaalin (^¾ ) arvon, kun virhesignaali on riittävän pieni, ja pitää taltioituna integraattorirekiste-rin (19E) ulostulosignaalin viimeisen näytetyn arvon ) ja antaa samanaikaisesti hälytyssignaalin, kun virhesignaali saa nollasta eriäviä arvoja. 13 61 272