NO141669B - Elektronisk apparat for automatisk maaling og kontinuerlig samtidig fremvisning av luftstroemningsmotstanden i luftveiene - Google Patents

Description

Denne oppfinnelse angår generelt et elektronisk og automatisk apparat for kontinuerlig måling og samtidig fremvisning av luftstrømnings-motstanden i luftveiene, og dessuten mer spesielt av elastisiteten i lungevevet, hvilke parametere be-tegnes henholdsvis med symbolene R og E, ut fra signaler som representerer åndingsluftstrømmen og variasjonen i endothorakal-trykket.

Det er kjent at legens bestemmelse av disse parametere har meget stor betydning for å komme på sporet av f.eks. sykdomstilstander i luftveiene eller endringer i disse luftveier som skyldes f.eks. ulykker. Den medisinske vitenskap har til dette formål forskjellige metoder til disposisjon som har det til felles at variasjonen i endothorakal-trykket blir oppnådd

ved innføring av kateter i spiserøret. Det er vanlig å skjelne mellom hvorvidt disse metoder tillater bestemmelse av disse to parametere sammen eller hver for seg.

I henhold til den metode som gir samtidig bestemmelse

av R og E, registreres i samme øyeblikk som funksjon av tiden, variasjonen i endothorakaltrykket, åndingsluftstrømmen gjennom munnen og variasjonen i lungevolumet (ved kontinuerlig integrasjon av luftstrømmen ved hjelp av elektroniske integrasjons-kretser slik at det fremkommer et lungevolum-signal),: hvilket ved grafisk analyse gjør det mulig å bestemme en verdi for luft-strømnings- eller bronkialmotstanden (R) og lunge-elastisiteten (E) for en halv åndingscyklus, idet innåndings- og utåndings-fåsene analyseres separat.

Hovedulempen ved denne metode er det faktum at registrering av endothorakal-trykket nødvendiggjør innføring av kateter i spiserøret. Denne operasjon tåles imidlertid ofte dårlig av pasientene og den kan ikke lett gjentas. Dessuten er de kunstig frembragte sykdomssymptomer (artefacta: ) som fremkommer i spiserørbarogrammet som følge av hjerteslagene, ofte sterke og forstyrrer den nøyaktige bestemmelse av samtidige trykkverdier for omvending av luftstrømmen eller ved tidspunktene for maksimal luftstrømning. Videre er den grafiske analyse og de resulterende beregninger langvarige, spesielt hvis man vil studere et tilstrekkelig antall halve åndings-cykluser.

I henhold til den metode for bestemmelse av R som er basert på avbrudd, registreres samtidig som funksjon av tiden både åndingsluftstrømmen gjennom munnen og trykket i munnen. Under en kort avbrytelse av luftstrømmen skjer det i prinsippet en momentan utbalansering av trykket i munnen og blæretrykket. Forskjellen mellom munntrykket og blæretrykket som indikert på denne måte blir satt i relasjon til den tilsvarende luftstrømning og dette gjør det mulig å anslå parameteren R.

Når det imidlertid i praksis foreligger en viss grad

av asynkronisme i ventilasjonen, hvilket meget ofte er tilfelle ved sykdomstilstander, er den tid som er nødvendig for utbalansering av blæretrykket og munntrykket for lang og overskrider ofte varigheten av avbrytelsen. Følgelig blir avbrytelsen opphevet før den fullstendige utjevning av trykkene, slik at blæretrykket blir angitt for lavt og bestemmelsen av parameteren R blir be-heftet med en meget betydelig feil.

I henhold til den metode for bestemmelse av R som er .betegnet pletysmografi, registreres samtidig i rektangulære koordinater åndingsluftstrømmen i munnen og det intrapletysmo-grafiske trykk som representerer det innvendige blæretrykk forutsatt en korreksjon som følge av det på forhånd etablerte forhold mellom volumet av pletysmografi-kammeret og lungevolumet i hvile.

Metoden gir korrekte og meget reproduserbare resultater for bronkialmotstander R som er normale eller som avviker for-holdsvis lite fra det normale.

Hvis imidlertid egenelastisiteten av bronkialveggene spiller inn på merkbar måte, er resultatet en faseforskyvning som iblant er betydelig og ofte endog variabel i løpet av en og samme åndingscyklus, mellom det signal som svarer til munnluftstrømmen og det signal som svarer til blæretrykket.

Inntegningen av tangenter i vendepunktene i trykk/luft-strimdiagrammer som i visse tilfeller er lett, blir vanskelig i andre tilfeller.

Om den lineære tilnærmelse videre er berettiget for kurver av enkel type, er dette med sikkerhet ikke tilfelle for kurver som omfatter en faseforskyvning og en sterk forstyrrelse. Den lineære tilnærmelse eller approksimasjon ignorerer da fullstendig utviklingen eller forløpet mellom to punkter betegnet som karakteristiske, hvilke punkter ofte selv er bestemt på vil-kårlig måte. Disse unøyaktigheter forklarer den uenighet som forekommer i litteraturen, idet motstanden snart bestemmes ved maksimal luftstrøm, snart ved maksimalt trykk, hvilket gir motstander betegnet som' "totale" av tyske forskere, og snart bestemmes utelukkende ved avslutningen av utåndingen etc.

I henhold til en metode for bestemmelse av E registreres samtidig i rektangulære koordinater endothorakal-trykket (i spiserøret) og variasjonen av lungevolumet (spirometer eller integrasjon av pneumotachografisk strøm).

Parameteren E bestemmes ved hjelp av helningen av den rette linje som forbinder punkter svarende til maksimalt lungevolum og minimalt lungevolum (omvending av luftstrømmen).

Akkurat som ved den førstnevnte metode ovenfor nødven-diggjør registrering av endothorakal-trykket innføring av kateter i spiserøret, og de metodologiske krav er meget strenge med hensyn til diameter og lengde av kateteret, til kvaliteten av spiserørballongen, og til detektorenes karakteristika og ytelse, hvilke krav er av en slik art at mindre avvikelser kan medføre feil som undertiden er betydelige.

I tillegg til de ulemper som er spesielle for de enkelte metoder, gir disse metoder verdier for E og R som det er umulig å definere på rigorøs måte.

Dette skyldes i hovedsaken det faktum at de målte verdier for disse parametere på den ene side avhenger av" amplityder av observerte signaler fordi det system som studeres er ikke-lineært og på den annen side spektralinnholdet av de observerte signaler, som i sterk grad avhenger av forstyrrelser så som artefacta som fremkommer i spiserørtrykksignalet som følge av hjerteslagene eller som følge av spiserørkontraksjoner.

Visse forfattere har beskrevet en måleteknikk som er velr kjent for ingeniører, nemlig den første harmoniskes metode som i betydelig grad reduserer innvirkningen av kraftige forstyrrelser. Den her foreslåtte metode krever anvendelse av båndpass-filtre tilpasset til åndingsfrekvensen og foregår videre ved grafisk analyse slik det gjøres på konvensjonell måte. Denne metode har følgende alvorlige ulemper: for i virkeligheten å

være effektive, må disse filtre være meget selektive. De kre-

ver således en høy stabilitet i åndingsfrekvensen, hvilket i praksis ikke er oppnåelig unntatt for øvede individer.

Apparatet ifølge foreliggende oppfinnelse tar sikte på

å eliminere ulemper som ovenfor omtalt. Det reduserer i betyde-

lig grad virkningene av de nevnte forstyrrelser, beregner kontinuerlig og angir numerisk verdiene av de to parametere for henholdsvis motstand og elastisitet. Det beregner automatisk bron-kial-motstanden og lunge-elastisiteten ut fra to elektriske signaler, hvorav det ene er proporsjonalt med munnluftstrømmen og det annet er proporsjonalt med endothorakal-trykket. Apparatets måleanordning er også .nesten fullstendig ufølsom overfor såvel langsom drift av disse signaler som overfor deres harmoniske kom-ponenter, overfor hjertekomponenter eller overfor forstyrrende støy.

De aktuelle ovenfor omtalte metoder har dessuten den ulempe til felles at de ikke kan anvendes på annen måte enn under meget begrenset varighet. Opphold i pletysmografi-kammeret og utførelse av luftstrøm-avbrudd i munnen er i virkeligheten ikke mulig lenger enn noen minutter. Toleransegrensen overfor spise-irørsonden er likeledes på noen titalls minutter som maksimum.

Nærmere bestemt tar denne oppfinnelse utgangspunkt i et elektronisk apparat for automatisk måling og kontinuerlig samtidig fremvisning av luftstrømningsmotstanden R i luftveien, med målefølere for angivelse av endothorakaltrykket p(t) og åndings-luf tstrømmen eller -mengden v(t) og omdannelse av disse verdier til analoge elektriske spenninger, med en integratorkobling for frembringelse av et volumsignal av luftstrøm- eller mengdesignalet og med en beregningskrets for bestemmelse av strømnings-motstanden ut fra trykksignalet og mengdesignalet. Den grunnleg-gende, tidligere kjente teknikk kan ansees representert ved tyske utlegningsskrifter nr. 1.466.825 og 1.791.124 samt U.S.-patentene 3.797.479 og 3.621.833.

Det nye og særegne ved apparatet ifølge oppfinnelsen består i første rekke i at regnekretsen for bestemmelse av strøm-., ningsmotstanden inneholder en differensialforsterker på hvis ene inngang trykksignalet ligger, at utgangssignalet fra differensialforsterkeren i en multiplikator/fasedetektor blir sammenlignet med luftstrøm- eller mengdesignaiet, at utgangssignalet fra multiplikator/fasedetektoren tilføres en integrasjons/hukommelsesinnretning hvis utgangssignal efter multiplikasjon med mengdesignaiet påtrykkes den annen inngang på differensialforsterkeren, og at utgangssignalet fra integrasjons/hukommelsesinnretningen blir tilført en fremvisningsinnretning som styres av utgangssignalet fra fasedetektoren.

En spesiell utførelsesform av apparatet ifølge oppfinnelsen er videre karakterisert ved at en ytterligere beregningskrets for bestemmelse av lungevev-elastisiteten inneholder en differensialforsterker på hvis ene inngang trykksignalet ligger, at utgangssignalet av differensialforsterkeren blir sammenlignet med volumsignalet i en multiplikator/fasedetektor, at utgangssignalet av multiplikator/fasedetektoren tilføres en integrasjons/ hukommelsesinnretning hvis utgangssignal efter multiplikasjon med volumsignalet påtrykkes den annen inngang på differensialforsterkeren , og at utgangssignalet fra integrasjons/hukommelses-innretningen tilføres en fremvisningsinnretning som styres av utgangssignalet fra fasedetektoren.

Når det gjelder den tidligere kjente teknikk skal det generelt bemerkes at ingen av de tidligere metoder kan gi nøy-aktige verdier av R og E kontinuerlig. De kjente metoder (den grafiske metode - buccal-avbrytelsesmetoden - den plethysmogra-fiske metode) er ikke i stand til dette fordi de baserer seg på "punktvise"informasjoner og ikke på den hele eller på flere åndingscykluser slik tilfelle er med apparatet ifølge denne oppfinnelse.

Det her angitte apparat avleder fra åndingscyklusene den fulle informasjon som er nødvendig for kontinuerlig overvåkning av verdiene av parametrene R og E ved å bruke trykket i spiserøret som felles kilde for signaler. Fordi det utnytter den fulle cyklus og ikke bare visse tidspunkter på denne, kan det foreliggende apparat arbeide selv når det nevnte trykk ikke er befridd for forstyrrelse som skyldes hjerteslag, mens slik forstyrrelse ved tidligere kjente metoder hindrer at pålitelige målinger blir oppnådd.

Apparatet er av slik art at overvåkningen kan finne sted under forhold hvor tidligere kjente metoder er fullstendig ubrukelige, f.eks. ved intens-overvåkning hvor pasienten undergår kunstig ånding, da apparatet ifølge oppfinnelsen er transpor-tabelt og selvforsynt. Det kan således bringes nær pasienten uansett hvor denne befinner seg.

/ Videre er det foreliggende apparat så ufølsomt overfor hjertestøy og annen forstyrrelse at det som signalkilde like godt kan anvende sentralvenetrykket, som inneholder enda mer hjertestøy enn spiserøret. Anvendelse av sentralvenetrykket er ofte mer bekvemt, spesielt hvis pasientens blodsystem allerede utnyttes for andre medisinske formål. På denne måte kan pasienten skånes for ytterligere inngrep eller påkjenninger.

Takket være den høye grad av undertrykkelse av variasjoner i det systolisk/diasystoliske trykk tillater således apparatet ifølge denne oppfinnelse anvendelse av sentralvenetrykket for måling av åndingskomponenten av variasjonen i endothorakal-trykket. Kateterinnføring i årene er egnet til å forbli på plass i flere dager i rekkefølge, eventuelt i flere uker. Hos pasien-ter som er operert eller underkastes intens overvåkning blir kateter i årene meget ofte plassert rutinemessig under krave-benet og derefter nødvendiggjør bestemmelse av endothorakal-trykket ikke ytterligere inngrep. Videre forblir spiserøret fritt slik at det blir mulig å ta de nødvendige forholdsregler forbundet med intens overvåkning, såsom næringstilførsel til pasienten, utsugning i tilfelle av sykdommer av kirurgisk art i fordøyelsesorganene etc.

Under disse betingelser er det således tilstrekkelig også å registrere munnluftstrømmen, f.eks. ved pneumotachografi, på

en pasient hva enten denne er ved bevissthet eller ikke, ved fri ånding eller ved bruk av åndingshjelpemidler, for på kontinuerlig måte å bestemme verdiene av parametrene R og E.

Videre utelukker omfanget av de aktuelle apparater, hovedsakelig pletysmografen, i praksis anvendelse av disse på operasjonsstedet og i enheter for intens overvåkning, så meget mer som de også resulterer i nesten uoverkommelige sterilisasjons-problemer. I motsetning til dette er apparatet ifølge foreliggende oppfinnelse, som har meget redusert omfang, egnet til løpende anvendelse under intens overvåkning eller under post-operativt og endog pre-operativt tilsyn, mens sterilisasjons-problemene er praktisk talt eliminert og apparaturens omfang sterkt redusert, hvilket tillater innføring av denne i opera-sjonssalen uten å være i veien for legene.

Det henvises i det følgende til tegningene som omfatter fem figurer for å illustrere de klassiske metoder for bestemmelse av parametrene R og E og to figurer som i form av eksempel viser en utførelsesform av oppfinnelsen.

Da den elektroniske kretsteknologi stadig videreutvik-les, er det klart at de kretser som er vist, utelukkende tjener til å forklare funksjonen av apparatet og at disse kretser lett kan erstattes med ekvivalente kretser med sammenlignbar ytelse, hvilke kretser kan være miniatyrisert eller ikke, uten å komme utenom rammen for denne oppfinnelse. Spesielt kan den integrator som leverer alfa-signalet erstattes med en forsterknings- eller integrasjonsinnretning hvis forsterkning blir innstilt som funksjon av luftstrømsignalet og/eller av åndingsfrekvensen. Man kan også ad numerisk vei helt eller delvis utføre operasjoner som i dette utførelseseksempel blir utført i analog teknikk.

Det er likeledes klart at alle de symboler som er vist men ikke beskrevet, har sin normale betydning i elektronikken og fyller således sine vanlige funksjoner.

Figurene 1 og 2 viser kurver oppnådd ved den klassiske metode for samtidig bestemmelse av parametrene R og E,

fig. 3 viser kurver som illustrerer den klassiske metode betegnet som avbfuddsmetoden, ved bestemmelse av parameteren

R,

fig. 4 og 5 viser luftstrøm/trykk-diagrammer oppnådd ved hjelp av pletysmografimetoden,

fig. 6 viser et blokkskjema for apparatet ifølge oppfinnelsen, og

fig.7 viser et prinsippskjerna for elektronikkenheten

i apparatet på fig. 6.

De klassiske kurver la, lb og lc (fig. 1) representerer som funksjon av tiden henholdsvis munnluftstrømmen V (liter/sek.), lungevolumet V (liter) og lungetrykk P ^ (cm vannsøyle), idet skalaen for disse størrelser er angitt til venstre på figuren. Den del av hver av disse kurver som ligger mellom tidsintervallene TQ-T2 og T2_Tjj svarer henholdsvis til innånding og utånding under en åndingscyklus. Ordinatene V\ og VQ i tidspunktene T, og representerer henholdsvis maksimal innåndingsluftstrøm og utåndingsluftstrøm til hvilke det svarer trykkmotstandsfall ved innånding Pres^ og ved utånding Presg. Ordinaten Pg^ representerer variasjonen i det elastiske trykk.

Ad grafisk vei fremkommer lungeeftergivenheten Cl som er den inverse størrelse av lungeelastisiteten E, ut fra rela-sjonen

samt innåndingsmotstanden R. og utåndingsmotstanden Rg ifølge relasjonene

De klassiske kurver 2a, 2b og 2c (fig. 2) er analoge med dem på fig. 1, bortsett fra at man har brukt variasjonen i spiserørtrykket Peg som representativt signal for variasjonen av endothorakaltrykket. I disse kurver- bemerkes avvikelsen fra cyklus til cyklus og kompleksiteten av kurven 2c.

De klassiske kurver 3a og 3b (fig. 3) representerer henholdsvis fqrløpet av den avbrutte luftstrøm ved trykk i

liter/sek. og variasjonen i munntrykket Pao i cm vannsøyle som funksjon av tiden T, idet de tilsvarende skalaer er angitt til høyre på figuren. De deler av hver av disse kurver som ligger mellom tidsintervallene T -T. og T.-T» svarer henholdsvis til

o 1 1 2

utånding og innånding under en åndingscyklus. De målte motstander er

I de klassiske diagrammer 4a til 4e (fig. 4) måles

langs abscissen variasjonen i pletysmograftrykket i cm vannsøyle,

og langs ordinaten åndingsluftstrømmen gjennom munnen i liter/ sek. Helningen av disse kurver blir ansett å gi middelverdien av parameteren R.

Det sees at helningen er .entydig for en kurve av type

4a. For et diagram av.typen 4b er inntegning av tangenten i

vendepunktet (helningen) også lett å foreta, og den lineære approksimasjon er til nød berettiget, men inntegningen av tangenten er vanskelig for kurver av de typer som er vist ved 4c til 4e og tilnærmelsesmetoden er ikke lenger berettiget.

I den klassiske kurve på fig. 5 svarer den del som ligger over abscissen til innåndingen, og den negative del til utåndingen. De helningslinjer som er inntegnet ut fra punktet M svarende til maksimum av luftstrøm og trykk, representerer henholdsvis de "totale" motstander Rt , målt ved maksimalt • trykk, og de "gjennomsnittlige" motstander R målt ved maksimal luft-strøm.

Slik som det er vist, svikter metoden så snart bronkialmotstanden avviker fra det normale.

Når en variasjon i endothorakal-trykket 1(fig. 6 og 7) og en munnluftstrøm 2 hos en person måles ved hjelp av denne oppfinnelse, blir et trykksignal 3 som først forsterkes av en forsterker 4 og korrigeres med hensyn til langsomme variasjoner i en innretning 5, påtrykket en inngang 6 på en differensialforsterker 7 mens luftstrømsignalet 8 efter forsterkning i en forsterker 9 og multiplikasjon med en spenning alfa som opptrer ved 10, blir påtrykket på en annen inngang 11 på differensialforsterkeren 7. Differansen 12 mellom disse to signaler blir sammenlignet i fase med luftstrømsignalet 8 ved hjelp av en fase-detektor 13. Denne består av en multiplikator 14 og en beregningsinnretning for middelverdien over en åndingsperiode, utført ved hjelp av en integrerende forsterker 15 tilforordnet et fil-ter 16 og en elektronisk bryter 17. Denne ligger normalt åpen, men lukkes under et meget kort tidsintervall i hver åndingsperiode for å tilbakestille integratoren 15 til null.

Det signal 18 som opptrer på utgangen av denne integrator før lukning av bryteren 17, representerer den ønskede middelverdi og denne er omtrent proporsjonal med avviket sett i forhold til 9 0°, av faseforskyvningen av differansesignalet 12 i forhold til luftstrømsignalet 8. De faseforskjeller 18 som måles i hver åndingsperiode akkumuleres i en integrator/hukommelsesinnretning 19 bestående av en integrerende forsterker tilforordnet en elektronisk bryter og en normalt åpen manuell bryter for null-stilling. Forut for lukning av bryteren 17 lukkes bryteren 20 under et meget kort tidsintervall, for å overføre signalet 18 til integrator/hukommelsesinnretningen 19. Utgangsspenningen 22 fra denne øker således i hver åndingscyklus inntil dens alfa-verdi som på forhånd forsterkes i en innretning 23, er lik R, hvilket medfører en faseforskjell 18 lik null og således en kon-stant likevektsspenning alfa.

Den automatiske enhet for måling av parameteren E i apparatet arbeider på identisk måte bortsett fra den forskjell at trykksignalet 3 efter forsterkning og korrigering blir påtrykket en inngang 24 på en differensialforsterker 25 hvis annen inngang 26 mottar volumsignalet 27 som er integralet av luftstrøm-signalet forsterket ved 8 og korrigert med hensyn til langsomme avvik i en innretning 28 og multiplisert ved hjelp av eri innretning 29 med en spenning beta som opptrer ved 30. De respektive . elektroniske brytere 17, 31 og 20, 32 blir styrt av pulser 33 og 34 frembragt av en styreinnretning 35 på grunnlag av luftstrøm-signalet 8. De to suksessive pulser 34 bg 33 blir frembragt " ved hjelp av konvensjonelle logiske kretser når luftstrømmen passerer null ved slutten av innåndingen.

Innretningen 5 for korreksjon av langsom variasjon eller avvikelse i trykksignalet omfatter en sammenligningsfor-sterker 36, en beregningsinnretning 37 for middelverdien over en åndingsperiode forsynt med en elektronisk bryter 38 styrt av pulsen 3 3 og en integrator/hukommelsesinnretning 39 forsynt med en elektronisk bryter 40 styrt av pulsen 34.

Den normalt åpne bryter,38 lukkes et kort øyeblikk i hver åndingsperiode for å tillate nullstilling av innretningen 37. Det signal 41 som opptrer på utgangen av innretningen 37

før lukning av bryteren 38, representerer den midlere verdi av trykksignalet 42. Disse middelverdier som måles i hver åndingsperiode, akkumuleres av integrator/hukommelsesinnretningen 39.

Utgangsspenningen 43 øker således for hver åndingscyklus inntil spenningsverdien ved subtraksjon fra det forster-kede trykksignal 1 gir et signal 42 med middelverdi null. Denne likevektstilstand kan oppnås efter noen åndingsperioder, eventuelt efter en enkelt periode hvis forsterkningen i innretningene 37 eller 38 varierer passende som funksjon av åndingsperioden.

Innretningen 28 for korreksjon av langsomme variasjoner av en integrator 44 for luftstrømmen arbeider efter et prinsipp i likhet med det som gjelder for innretningen 5.. Den omfatter utover denne en elektronisk bryter 4 5 styrt av pulsen 34 og .en elektronisk bryter 46 styrt av pulsen 33. Bryteren 45 sikrer nullstilling av integratoren for hver åndingscyklus og bryteren 36 påtrykker inngangen av denne integrator en puls av så kort varighet og høyde at middelverdien 47 av det volumsignal 4 8 som er beregnet i innretningen 49 er null.

På nytt blir denne likevektstilstand oppnådd efter noen åndingsperioder, eventuelt en enkelt.periode hvis forsterkningen i integratoren 50 varierer passende som funksjon av åndingsperioden.

Den innretning 51 som besørger lagring og styring av fremvisningen i apparatet, består i hovedsaken av en innretning 52 som er en enkel forsterker når bryterne 53 og 54 er lukket,

og som utgjør enhukommelseskrets når bryterne 53 og 54 er åpne. Disse elektroniske brytere 53 og 54 er lukket når ubalanse-signalet 18 (eller dettes ekvivalent i sløyfen E) er tilstrekkelig lite. Bryterne åpnes samtidig når dette signal 18 er for stort, slik at innretningen 52 tillates å beholde signalet 10

i hukommelsen og leverer således det indikerte signal 55 lik den siste korrekte verdi observert for signalet 10.

Styrepulsene for disse brytere 53 og 54 leveres av en logisk krets som mates med signalet 18 og pulsen 34. Denne logiske krets leverer samtidig et alarmsignal 56 som utløser en

varsellampe 57 når beregningsanordningene for R eller E er i ubalansetilstand, hvorved brukeren blir informert om at de fremviste verdier er de verdier som finnes i hukommelsen.

Det er anordnet fire brytere 21 for å tillate null-stilling av apparatet.

Claims (5)

1. Elektronisk apparat for automatisk måling og kontinuerlig samtidig fremvisning av luftstrømningsmotstanden R i luftveiene, med målefølere for angivelse av endothorakaltrykket p(t) og åndingsluftstrømmen eller -mengden v(t) og omdannelse av disse verdier til analoge elektriske spenninger, med en integratorkobling for frembringelse av et volumsignal av luftstrøm- eller mengdesignalet og med en beregningskrets for bestemmelse av strøm-ningsmotstanden ut fra trykksignalet og mengdesignalet, karakterisert ved at regnekretsen for bestemmelse av strømningsmotstanden inneholder en differensialforsterker (7) på hvis ene inngang trykksignalet (3) ligger, at utgangssignalet fra differensialforsterkeren (7) i en multiplikator/fasedetektor (13) blir sammenlignet med luftstrøm- eller mengdesignalet (8), at utgangssignalet (18) fra multiplikator/fasedetektoren tilføres en integrasjons/hukommelsesinnretning (19R) hvis utgangssignal (cf) efter multiplikasjon med mengdesignalet (8) påtrykkes den annen inngang på differensialforsterkeren (7), og at utgangssignalet (a) fra integrasjons/hukommelsesinnretningen (19R) blir tilført en fremvisningsinnretning .(51R) som styres av utgangssignalet (18) fra fasedetektoren (13) .

2. Apparat ifølge krav 1, karakterisert ved at en ytterligere beregningskrets for bestemmelse av lungevev-elastisiteten inneholder en differensialforsterker (25) på hvis ene inngang trykksignalet (3) ligger, at utgangssignalet av differensialforsterkeren (25) blir sammenlignet med volumsignalet (27) i en multiplikator/fasedetektor (14E, 15E), at utgangssignalet av multiplikator/fasedetektoren tilføres en integrasjons/ hukommelsesinnretning (19E) hvis utgangssignal (3) efter multiplikasjon med volumsignalet (27) påtrykkes den annen inngang på differensialforsterkeren (25), og at utgangssignalet (&) fra integrasjons/hukommelsesinnretningen tilføres en fremvisningsinnretning (51E) som styres av utgangssignalet fra fasedetektoren.

3. Apparat ifølge krav 1 eller 2, karakterisert ved at ledningen for trykksignalet (3) er forbundet med en første middelverdikrets (37) som for hver åndingssyklus danner middelverdien (41) av trykksignalet, at middelverdikretsen er koblet efter en integrasjons/hukommelsesinnretning (39) som opptar middelverdien for de enkelte åndingssykluser og hvis utgangssignal (43) for frembringelse av et korrigert trykksignal (3) som tilføres beregningskretsen, blir subtrahert fra utgangssignalet av forforsterkeren (4) .

4. Apparat ifølge et av kravene 1-3, karakterisert ved at en integrator (44) for frembringelse av volumsignalet (27) er forbundet med en annen middelverdikrets (49) som for hver åndingssyklus danner middelverdien av volumsignalet og som etterfølges av en annen integrasjons/hukommelsesinnretning (50) som opptar middelverdiene av de enkelte åndingssykluser og hvis utgangssignal for frembringelse av et korrigert volumsignal er tilbakekoblet til inngangen på integratoren (44).

5. Apparat ifølge et av de foregående krav, karakterisert ved at utgangssignalene (18) fra fase-détektorene og beregningskretsene for luftstrømningsmotstanden og lungevevelastisiteten styrer fremvisningsinnretningen (51R, 51E) som for luftstrømningsmotstanden R angir verdien av utgangssignalet (a) fra integrasjons/hukommelsesinnretningen (19) når feilsignalet (18) fra multiplikator/fasedetektoren (13) er tilstrekkelig lite, og holder den sist fremviste verdi av utgangssignalet (a) fra integrasjons/hukommelsesinnretningen (19) lagret og samtidig avgir et alarmsignal (56) såsnart feilsignalet (18) antar verdier som er forskjellige fra null, og som for lungevevelastisiteten (E) angir verdien av utgangssignalet (0) fra vedkommende integrasjons/hukommelsesinnretning når feilsignalet er tilstrekkelig lite, og holder den sist fremviste verdi (0) av utgangssignalet fra integrasjons/hukommelsesinnretningen (19E) lagret og samtidig avgir et alarmsignal når feilsignalet antar verdier som er forskjellige fra null.