DK150402B - Respiratorisk biofeedback-optraeningssystem - Google Patents

Description

i 150402

Opfindelsen angår en fremgangsmåde til fremvisning og vurdering af en persons respiration, ved hvilken den respiratoriske luftstrøm måles og et signal, der repræsenterer luftstrømmen frembri nges.

5

Et åndedrætsmønster kan defineres som størrelsen af et åndedrag, dvs. respirationsvolumen, også kaldet lungekapacitet, antallet af åndedrag pr. minut, dvs. respirationsfrekvens, tidsforholdet mellem indånding og udånding, også kaldet ind-10 åndings/udåndings-forholdet, og rumfang pr. tidsenhed, dvs. strømningshastighedens bølgeform inden for de ovennævnte volumen- og tidsgrænser. Det ønskede åndedrætsmønster ved bekæmpelse af visse former for helbredsproblemer kan være helt forskelligt fra de mønstre som er nødvendige ved en mekanisk 15 stimuleret vejrtrækning, ved tilførsel af aerosolpulver til lungerne eller ved andre kliniske problemer. Ved sygdomsproblemer af den art, der i almindelighed betegnes som luftvejslidelser med forsnævringer af luftvejene - såsom f.eks. astma, bronkitis eller emfysem - er der brug for en langsom respira-20 tionstakt, et stort inspirations/ekspirationsforhold, en relativ stor lungekapacitet og et åndedrætsmønster, som kan være helt enestående for den individuelle patient. Patienter med såkaldte restriktive lungesygdomme, f.eks. pulmonalfibrosis og mange andre sygdomme, der kan medføre tab af lungekapacitet, 25 uden at der forekommer forsnævringer i luftvejene af væsentlig betydning, behøver i modsætning hertil for at opnå et effektivt åndedræt sædvanligvis et mindre indåndingsvolumen pr. åndedrag, en hurtigere respirationstakt og en hurtigere udånding, igen med åndedrætsbølgeformer, som kan være helt spe-30 cielle. Uanset den til grund liggende lungesygdom, vil patienter, der modtager åndedrætshjælp med eller uden yderligere hjælp i form af aerosol- eller pulvertilførsel til lungerne, kunne have behov for helt andre optimaliserede åndedrætsmønstre end det mønster, der passer til et normalt spontant ånde-35 dræt. I alle de ovennævnte problemer er udåndingsfasen fortrinsvis passiv, dvs. et passivt tilbagefald af den elastiske 1unge/brystvægstruktur presser luften ud af patienten lettest muligt og effektivt med et minimum af energi for patienten og 2 150402 en minimal forøgelse af trykket i lungerne for derved at undgå den såkaldte "dynamiske bronkiale sammentrykning" og dermed en yderligere forsnævring af luftvejene. Ved mange luftvejssygdomme, især ved dem, der skyldes fremskreden emfysem, med en 5 kraftig forlænget ekspirat i onstid, må en variabel del af den afsluttende ekspirationsfase være variabelt "aktiv", dvs. at der må anvendes en aktiv muskelsammentrækning for at tvinge luften ud af lungerne.

10 Den normale respirationsfrekvens for mennesker er ca. 12 - 15 åndedrag pr. minut med et forhold mellem indåndingstid og udåndingstid på ca. 1:1,4. Et voksent menneske på 70 kg har typisk en lungekapacitet på omkring 500 cm^. Livslang erfaring forenet med instiktive åndedrætsmønstre har en tendens til at 15 give et åndedræt med en karakteristik som er indgroet i personens individuelle fysiologi. Når en person kommer ud for en abnorm åndedrætssituation med ændrede mekaniske begrænsninger på et effektivt åndedræt, kan det kræve en omfattende træning åt modificere hans fastlagte vaner og instinktive rytmer.

20

Tilpasning til en abnorm respirationstilstand kræver ofte at patienten tilpasser sig en langsommere respirationsfrekvens, f.eks. en frekvensreduktion fra et hurtigt gispende åndedræt på måske 25 gange pr. minut til en normal respirationsfrekvens 25 eller under tiden endda til mindre end 12 gange pr. minut, i især hvor lungesygdommen er af den art, der indebærer ^uftvejs-f orsnævr i nger . Udåndingstiden er ofte længere, hvilket resulterer i et lavere forhold mellem indåndingstid og udåndingstid, f.eks. fra 1:2 til 1:3.

30

For at opretholde en tilstrækkelig oxygentilførsel og carbondioxidbortførsel, forøges indåndingsvolumen for at kompensere for den langsommere respirationstakt. Disse mønstre kan kræve en særlig omfattende træning. Udover træning for at opnå et 35 almindeligt roligt åndedræt, når personen er i hvile, er det ofte ønskeligt, at træne et andet åndedrætsmønster, som kan anvendes under anstrengelser, for dermed at tillade en øget fysisk aktivitet. Særlige problemer med konstrol af åndedræt- 150402 3 tet opstår ved undertrykkelse af "paniktilfælde", der kan opstå som følge af en patients hosteanfald eller en ophidselse, som resulterer i et hurtigt gispende åndedræt, der vil forstyrre lungefunktionerne.

5

Almindelig udbredt emfysem er et stort sundhedsproblem og det er hensigten med den foreliggende opfindelse at tilvejebringe en fremgangsmåde og apparat til optræning og behandling af personer, der lider af denne sygdom. Emfysem kan især medføre en 10 dynamisk bronkial kompression, som kræver en speciel foreskre-ven respiration.

For patienter med kronisk emfysem, som lærer en foreskreven respiration, er det nødvendigt at opnå det luftrumfang, som er 15 nødvendigt for at opretholde livet. I sådanne tilfælde tillader træningen patienten at lære en samlet åndedrætscyklus, som bruger mindst mulig energi og reducerer angsten for åndenød.

Åndenød, dyspnea, kan derved behandles hos syge patienter med 20 forskellige sygdomme. Åndenødspatienter, som har en svær eller tung respiration kan trænes til at følge et effektivt åndedrætsmønster .

Oplæring af en normal person ved hjælp af dynamisk åndedræts-25 kontrol for at udvikle en musikalsk stemme eller forbedre åndedrættet i forbindelse med et blæserinstrument. Endvidere kan systemet anvendes til at forbedre åndedrætsfunktionen ved undervandsdykning, bjergbestigning eller andre sportaktiviteter.

30

Af det foregående fremgår, at åndedrætsmønsteret i stor udstrækning må tilpasses individuelt til det specielle problem.

Når man tager hensyn til de ønskede åndedrætsmønstre kan være meget forskellige fra de patologiske åndedrætsmønstre, og at 35 det kan være vanskeligt for en patient at lære de forskrevne åndedrætsmønstre, er det også klart, at der findes et behov for at kvantisere og dokumentere ikke optimale præstationer, især til forskningsorienterede formål, og derved opnå en kva- 4 150402 1itetskontrol såvel som en funktionsdokumentation for de ovennævnte specielle formål hos det normale individ.

Træning med biologisk tilbagemelding er en betegnelse for den 5 teknik, at afføle sædvanligvis ikke-registrerede fysiologiske funktioner med passende transducere, og fremvise disse funktioner med passende midler for at patienten øjeblikkeligt kan være klar over, hvorledes kroppen fungerer. Gennem denne teknik samvirker patienten med et fremvist signal om at optimere 10 legemsfunktionen. Mange patienter kan dermed blive klar over ellers ikke observerede legemsfunktioner og kan ofte lære at påvirke disse funktioner i gunstig retning i løbet af en relativ kort træningsperiode. Særlig effektiv og særlig værdifuldt er den såkaldte "primære forstærkning" (i det følgende kaldet 15 "positiv biofeedback"). I denne form anvendes en grundlæggende kropsfunktion som en del af stimulansen for biofeedback-træningen. Afhjælpning af åndenød ved hjælp af effektive åndedrætsmønstre er en sådan form for primær forstærkning eller positiv biofeedback.

20

En enestående og økonomisk fremgangsmåde, der er velegnet til hjemmebrug såvel som til hospitalsbrug har vist sig at tilvejebringe en positiv biofeedbacktræning af åndedrætsfunktionen ved anvendelse af et system til træning, vurdering, måling og 25 sammenligning og som giver en kvantitativ biologisk karakteristik af åndedrætsfunktionen. Dette system måler luftstrømmen gennem naturlige passager og frembringer et signal, som er repræsentativt for åndedrætsluftstrømmen i begge retninger. Systemet indeholder et kredsløb til integrering af et strømnings-30 signal i forhold til en tidsbase, dvs. som funktion af tiden for at tilvejebringe et integreret volumetrisk signal og for at kunne sammenligne dette integrerede virkelige signal med forudbestemte ønskede værdier på tidsbasen i overensstemmelse med en forskreven bølgeform og for ved detektering af en ind- 35 ånding at afgive en impuls til gengivelse af et ideelt ånde drætsmønster , dvs. det ideelle mønster for indåndingsvolumen som funktion af tiden. Systemet omfatter ti 1bagemeldningsorga-ner til en visuel gengivelse af de i virkeligheden opmålte 150402 5 værdier, der overlejres i forskellige observationstilstande samtidigt på en videoskærm, som viser et periodisk respirationssignal .

5 Formålet med den foreliggende opfindelse er at tilvejebringe en fremgangsmåde og et apparat til at måle og fremvise en variabel analog funktion som i sand tid repræsenterer den biologiske åndedrætstilstand for at muliggøre en visuel sammenligning med en ønsket forudbestemt analog funktion, som repræsen-10 terer en foreskreven tilstand, et såkaldt ideelt åndedrætsmønster.

Dette formål opnås med en fremgangsmåde som angivet i krav 1 og ved brug af et apparat ifølge krav 9.

15

Opfindelsen skal i det følgende forklares nærmere under henvisning til tegningen, hvor fig. 1 viser et skematisk diagram af et elektronisk system til 20 gengivelse af lungefunktionen, fig. la et modificeret diagram, der viser manuelle indkoblings- muligheder, 25 fig. Ib et blokdiagram af en alternativ blinkende fremvisning, fig. 2 et kredsløbsdiagram af en del af det i fig. 1 viste system, 30 fig. 3 et blokdiagram af et typisk forenklet apparat som anvender faste logiske kredse, fig. 4a-4j eksempler på typiske fremviste kurver over indåndingsvolumen som funktion af tid og forskellige ideelle kur-35 ver, og fig. 5 viser skematisk et apparat ifølge opfindelsen til biofeedbackgengivelse sammen med pneumatisk udstyr og trykudstyr.

6 150402 I den følgende beskrivelse anvendes metriske enheder, hvor intet andet er nævnt. Opmærksomheden er særlig rettet imod behandling af mennesker med lungesygdomme. Det er hensigten at gengive optimerede åndedrætsmønstre på et hensigtsmæssig vi-5 suelt apparat. I den foretrukne udførelsesform frembringes et tidstro åndedrætsmønster for patienten, og dette mønster vises på en billedskærm sammen med et ønsket optimalt mønster for patienten for at patienten skal blive stimuleret til at ændre på sit eget åndedratsmønster og udføre vejrtrækningen på en 10 sådan måde, at åndedrættet bliver effektivt. En såkaldt "biofeedback" assisteret træning kan forøge effektiviteten både af et naturligt åndedræt og af et mekanisk hjulpet åndedræt. Ved en anden anvendelse indlægges fejlparametre omrking det optimerede åndedrætsmønster og vises ved passende audiovisuelle 15 gengivelsesorganer og kan eventuelt være tilsluttet en alarm eller et optagelsesudstyr med henblik på at opnå en effektiv patientfunktion til træning, kvalitetskontrol og forskningsformål .

20 Det er kendt at et mekanisk aktiveret åndedræt og aerosol/støv-tilførsel til lungerne er en kompliceret manøvre, i særdeleshed for patienter med en nedsat lungefunktion, hvilket optræder sekundært i forbindelse med en række forskellige sygdomsprocesser. Derfor kan der være behov for et komplekst og indi-25 viduellt åndedrætsmønster for at afhjælpe problemerne for den enkelte patient.

Den foreliggende opfindelse angår et åndedrætstræningssystem med en række apparater, som kan kombineres indbyrdes i afhæn-30 gighed af de specielle behov for patient, læge eller forsker, og alt er baseret på et primært forstærket biologisk feedback-træningsprogram. Det primære apparat er et apparat, som kan indstilles nøje og som tillader en uafhængig indstilling af respi rat ionstakt, i ndåndi ng/udåndings-forhoid, respi rationsvo-35 lumen og respirat ionsluftstrømmens bølgeform. Det ønskede eller foreskrevne bølgeforms mønster kan gengives visuelt med passende hjælpemidler, såsom et oscilloskop, en fjernsynsskærm eller lignende i form af en punkteret linie. Den lodrette or- 150402 7 dinatakse er kalibreret til at vise rumfang og den vandrette abscisse er kalibreret i forhold til tidsparameteren. Dermed bliver bølgeformen for luftstrømmen, dvs. volumen pr. tidsenhed en separat variabel, som kan programmeres inden for disse 5 grænser til at give et optimeret indåndings- og udåndingsluftstrømningsmønster i forhold til tid og volumen. Patienten ånder gennem en passende transducer, som afføler luftstrømmen. Ved starten af patientens indånding afføler en passende nulstil-lingstrigger indåndingsluftstrømmen, sletter fremvisningen af 10 den foregående periode og starter den programmerede (ideelle) bølgeform til fremvisning og sammenligning. Indåndings- og udåndingsluftstrømmen ind i og ud af patienten afføles af passende transducere, integreres elektronisk til et kalibreret signal for respirationsrumfanget i forhold til tiden og frem-15 vises via en multipleksenhed på en visuel billedskærm. Sædvanligvis stimuleres patienten til at lade sin tidstrokurve, der viser hans præstation med fuldt optrukken linie, følge den ideelle programmerede kurve, der vises med en punkteret linie, og til at overlejre og skjule den programmerede punkterede li-20 nie. En utilstrækkelig patientpræstation kan straks aflæses kvalitativt og kvantitativt i sand tid, og patienten kan derved på positiv måde opmundtres til at korrigere sin mangelfulde præstation. Den passive fase og den i modsætning hertil muskulært aktive udåndingsfase kan angives ved passende signa-25 ler på billedskærmen eller kontrolbordet, f.eks. i form af et grønt lys for den passive fase og et rødt for den aktive fase. Passende justeringer styrer tidspunktet for skift fra den aktive til den passive fase. Ved den tilstand, der er kendt som-dynamisk bronkialkompression (DBC), udsættes luftvejene i 30 brystkassen altid for sammenpresning. Eftersom brystkassen bliver mindre ved udånding og dermed trykker imod alveolestrukturerne for at tvinge disse til at forskubbe luften langs med luftrørene til ydersiden, vil også luftrøret sammenpresses noget. Denne luftrørskompression gør luftrøret snævrere og 35 forårsager derved en modvirkende situation, hvor en uønsket modstand mod udåndingsluften udvikles under udåndingen.

I en del kliniske situationer, og især ved emfysem, er dette en særlig alvorlig mekanisk begrænsning. Tab af det normale 8 150402 lungeelastiske sammentrækning ved denne almindelige sygdom disponerer luftvejene for en for tidlig og alvorlig kollaps, hvorved luft indespærres i lungen. I nogen tilfælde vil en kraftige udånding kun komprimere luftvejene yderligere uden at 5 udtømme luften i lungerne og dermed frembringe en udmattende og plagsom forværring af åndedrættet. Som det tydeligt fremgår af ovenstående er der en svært bestemmelig og kritisk dynamisk balance mellem behovet for aktivt og passivt at udtømme luft fra lungerne for at nedsætte dette kritiske dynamiske lukke-10 tryk. En metode, der under tiden anvendes til at modvirke denne uønskede for tidlige lukning af luftvejen, kaldes ånding med sammensnærpet mund (eng.: Pursed Lip Breathing). denne metode oplæres patienten til at forsinke udåndingen ved en delvis lukning af munden under udåndingen. Dette medfører at 15 trykket i luftvejen forøges lidt, hvorved et let modtryk i luftvejen modvirker den kraft fra brystvæggen, der eller ville sammentrykke luftvejene, og dermed holdes luftvejene åbne.

Denne kan imidlertid modvirke udåndingsfasen, eftersom en overdreven forsinkelse på grund af at munden er lukket for 20 tæt, kan blive en dominerende kraft, der begrænser udåndingsstrømmen. Derfor er dette yderligere en svært bestemmelig og vanskelig mekanisk begrænsning, som patienten skal lære at kontro11ere.

25 Hvis lægen eller åndedrætsterapeuten, som instruerer patienten, opdager indprogrammerede fejl, kan de forskellige parametre ændres uafhængigt af hinanden og med lethed til optimale værdier for mange forskellige behov. Som eksempel herpå kan nævnes et grundlæggende, roligt åndedræt, øvelser, kontrol af 30 akutte åndenødssituationer eller de forskellige mønstre, som kræves sammen med åndedrætsfremmende hjælpemidler, aerosoltil-førsel, pulvertilførsel eller lignende. I princippet ville dette kunne være definitionen på en mekanisk medicinsk forskrift i lighed med en tilsvarende medicinsk recept, som ordi-35 neres af en læge. De ønskede parametre kan derved programmeres i enkle og økonomiske fordelagtige apparater til brug i patientens hjem for at blive vist på et passende gengivelsesapparat, f.eks. en TV-skærm, et billedror, et katodestrålerør, 150402 9 flydende krystaldisplay osv.. Derved forøger man virkningen af et klinisk træningsprogram og sikre, at patienten ikke vender tilbage til uønskede åndedrætsmønstre ved at styrke den personlige overvågning af den kliniske behandlingsforskrift.

5

Det patientovervågningsapparat, som beskrives i det følgende er et analogt-digitalt system beregnet til at opnå en tidskorrelation mellem en programmeret åndedrætscyklus og patientens åndedrætsfunktion. Apparatet tilvejebringer en fremvisning af 10 disse funktioner i hovedsagen samtidig, i hvert fald set med det menneskelige øje. Selv om tidsforsinkelser let kan skelnes med elektronisk udstyr, virker.den synlige fremvisning samtidig således, at bølgeformerne er tidsmæssigt og rummeligt koordineret .

15

Det i fig. 1 viste kredsløb viser foretrukne fremgangsmåder og apparater til at vise specielle lungefunktioner for volumen pr. tidsenhed (luftstrømning) på en TV-billedskærm. Disse funktioner er respirationsrumfang, inspirationstakt, forholdet 20 mellem indåndingstid og udåndingstid, indåndingsbølgeform, udåndingsbølgeform og passiv henholdsvis aktiv muskeltid. Apparatet kan anvendes til klinisk analyse af åndedrætsmønstre hos et menneske og kan også anvendes i hjemmet af en patient til biofeedbacktræning og til åndedrætsovervågning. Apparatet 25 er udformet således, at forskellige bølgeformer, der repræsenterer idelle åndedrætsmønstre kan udvælges og vises på en TV-skærm. Data for disse bølgeformer opbevares i tre hukommelser af typen ROM. Hovedhukommelsen 32 indeholder bølgeformen for tidsforholdet, og endvidere er der en hukommelse 34 for et 30 indåndingsmønster og en hukommelse 33 for et udåndingsmønster.

Ved hjælp af omskiftere 8, 9 kan man vælge forskellige kombinationer af disse data. Den resulterende figur på TV-skærmen er den idelle bølgeform, som vælges af operatøren eller lægen.

35 For at måle bølgeformen af den virkelige åndedrætsfunktion, ånder en person gennem en strømningsmåler 1. Luftens strømning detekteres af en transducer 2, der frembringer en spænding, som svarer til størrelsen af luftstrømningen. Transducerens 150AO2 ίο udgangssignal forstærkes og filtreres i et aktivt lavpasfilter 3. Når denne spænding overskrider en referencespænding på en komparator 4, vil udgangssignalet fra komparatoren 4 påvirke en "one shot" 6, som udsender en impuls. Længden af denne im-5 puls svarer til en TV-ramme, dvs. den tid det tager at tegne et billede på TV-skærmen. Impulsen fra "one shot'en" angiver starten på en indånding og nulstiller en integrator 5, en data-tæller 12, åbner for adgangen til en hukommelse 18 af typen af RAM gennem en ELLER-port 19 og bevirker at en multiplekser 17 10 (f.eks. af fabrikatet Texas Instruments Inc., type SN 74157) tilfører blanktegn som data til hukommelsen 18. Udgangssignalet fra et forsinkelseskredsløb 35 bevirker, at hukommelsen 18 skriver blanktegn på alle positioner. Når startimpulsen fra "one shot'en" 6 er slut, begynder integratoren 5 at integrere 15 signalet fra forstærkeren 3. Udgangssignalet fra integratoren 5 tilføres indgangen på en analog-digital konvertor 14. Konverteren arbejder med en hastighed, der er bestemt af en oscillator 13 med variabel hastighed, som kan forudindsti1 les fra et styrepanel af en læge eller en operatør. Den digitale 20 information præsenteres nu som data på indgangen til RAM- hukommelsen 18 gennem multiplekseren 17. En datatæller 12 forøger sin tælling ved afslutningen af konverteringsimpulsen, som også tilføres en ELLER-port 15, der bevirker, at en adres-semultiplekser 16 (f.eks, af fabrikatet Texas Instruments 25 Inc., type SN 74157) skifter tilstand. Adressemultiplekseren 16 udsender nu datatællerens indhold som adressen til RAM- hukommelsen og data indføres derfor på den korrekte adresse i RAM-hukommelsen 18. Eftersom data kun sjældent skrives i RAM-hukommelsen sammenlignet med læsehastigheden, vil man ikke be-30 mærke dataskrivningen på TV-skærmen. Data, som opsamles under åndingen, oplagres i en RAM-hukommelse og vises på skærmen. Begrænsninger for sammenligningen mellem patientdata og ideel bølgeform kan fastlægges af operatøren på kontrol panel et. Forskellen mellem de ideelle og de virkelige patientdata kan let 35 ses på TV-skærmen og enhver afvigelse som er større end en fejl, som vælges af lægen, kan oplagres i en passende hukommelse og siden analyseres af en ekstern datamat. Når udgangssignalet fra en linietæller 28 og udgangssignalet fra hukom- 150402 11 melserne stemmer overens i en komparator 26, tilføres et videosignal til en blander, som bevirker, at en prik vises på TV-skærmen. Datatælleren 12 tilvejebringer adresserne til skrivning af data i RAM-hukommelsen, når multiplekseren er i 5 sin alternative stilling. Eftersom der findes 256 mulige adresser for hver visning, vil der være 256 mulige tidspunkter, ved hvilke udgangssignalet fra ROM-hukommelserne eller RAM-hukommelsen vil kunne stemme overens med linietælleren i komparatoren og frembringe et videosignal på TV-skærmen. Hver 10 linie har således 256 mulige punkter, når bølgeformen genereres på TV-skærmen.

Af det foregående ses, at de 256 adresseord definerer en søjles position i forhold til venstre side (start af indånding) 15 af TV-skærmen, og samplede data giver den vertikale position på TV-skærmen. Hermed anvendes denne information til en horisontal og vertikal positionsbestemmelse på TV-skærmen og den kan på samme måde anvendes af en dataopsamler til at analysere den information, der tilføres fra et udgangsorgan 39. Udgangs-20 organet 39 er et datasamlende interface-kredsløb også kaldet grænseflade-kredsløb DCI, som er opbygget af færdige, i handelen værende integrerede kredsløb. Oe udvalgte kredsløbskomponenter afhænger i vid udstrækning af systemets opbygning, det indbyrdes forhold mellem komponenter og underkomponenter og 25 funktionen af dataopsamleren. I samtlige tilfælde udgør de indsamlede data i grænsefladen adressen og patientdata for hver "sampling", som afviger fra det normale. Grænserne for normale data opbevares i ROM'erne. Desuden tælles starten af indåndingsimpulsen fra "one shot’en" 6 i interfacekredsløbet 30 og tilføres dataopsamleren. Dermed ved man, at en blok af adresser og dataprøver, som transmitteres til dataopsamleren mellem åndedrag,, er foregået under det åndedrag, der har det laveste nummer i nærheden af blokken. Dette sikrer, at datablokke opbevares med det ledsagende åndedrag i korrekt række-35 følge.

En bestemmelse af, hvornå de "samplede" patientdata afviger fra normen, kan ske ved i interfacekredsløbet at sammenligne 150402 12 de data, som indlæses i RAM’en 18, med data i ROM'erne 32, 33, 34, som kan fås på udgangen af kredsløbet 30. Når disse data afviger fra normen, sendes dataene sammen med adressen, der begge fås fra indgangsdata til RAM1 en 18 ind i interface- el-5 ler grænsefladekredsløbet som følge af sammenligningen. Når interfacekredsløbet indeholder fejldata, angiver det overfor dataopsamleren, at information er klar til overførsel.

I fig. 1 er vist en anden måde, hvorpå man kan få fejldata 10 frem. Når en sammenligning mellem patientdata og normaldata fra læsehukommelserne (ROM) viser en fejl, optræder en impuls på udgangen af en komparator 44 og fører data fra udgangen af RAM'en 18 og adressen på indgangen af RAM 18 til interfacekredsløbet 39 for at blive overført til dataopsamleren.

15

Dataopsamleren kan være et hvilket som helst apparat, som kan oplagre store datamængder. Anvendelige apparater kan være, men er ikke begrænset til store datamater, minidatamater, mikroprocessorer og digitale magnetbåndsenheder.

20

Det apparat, som foretager den endelige behandling af patientdata, skal i hukommelsen indeholde en duplikering af normale åndedrætsgrænser, sammem med adressen for hvert grænsepunkt. Oplagrede data kan være en direkte kopi af læsehukommelserne 25 32, 33, 34 eller samme information oplagret i overensstemmelse med behovet for programmer til evaluering af funktionen.

Omskifterne 40, hvormed man kan vælge mellem den passive og aktive stilling, afkodes ved 42. Dette signal og en afkodet 30 adresse fra 41 udgør indgangssignalet til en 0G-port 43. Når de to signaler er sammenfaldende, skifter det grønne passive lys til et rødt aktivt lys, som viser, at patienten bør starte en aktiv udånding. Herved vælger operatøren fra kontrolpanelet de adresser, på hvilke han ønsker det aktive lys skal fremkom-35 me, og patienten skal starte den aktive udånding. Når adresserne fra multiplekseren 16 vokser til det punkt, og der er en fejl, som viser, at den aktive ånding endnu ikke er startet, bliver lyset rødt. Hvis fejlen ligger under den valgte størrelse bliver lyset atter grønt.

13 f50402

Den ideelle bølgeform frembringes ved en addition af bølgeformerne fra forholdshukommelsen 32, udåndingshukommelsen 33 og indåndingshukommelsen 34. Hver af disse blokke kan indeholde mere end 1 otte-bit læsehukommelse. Antallet af læsehukom-5 melser, som stables, afhænger af antallet af ønskede forskellige bølgeformer. Omskifterne til valg af bølgeform med hensyn til forhold, indånding og udånding varierer de højere ordensadressebit i de respektive læsehukommelser for at vælge forskellige bølgeformer. De lavere ordens adressebit adresserer 10 de data, som skal vises på TV-skærmen. Data fra læsehukommel-serne 33 og 34 adderes sammen i organet 31, der er en ottebit-adder, og dennes udgangssignal adderes derefter med udgangssignalet fra hukommelsen 32 i endnu en adder 30, igen en ottebit-adder. Elementet 29 repræsenterer otte bufferkredsløb af den 15 type, der har tre tilstande, hvilket gør det muligt at indføre ideelle bølgedata i komparatoren 26. Udgangen fra adderen 30 er også forbundet til en digital/analog-konverter D/A 38. Udgangen fra D/A-konverteren 38 er forbundet til en komparator.

Denne komparator 24 tilvejebringer en sammenligning med pa-20 tientdata, som er konverteret fra et digital-ti1-analog form i en D/A-konverter 22, således at komparatoren 24 kan justeres til at tilvejebringe en fejlmargin, som fra kontrolpanelet kan vælges af en læge. En komparator 44 har en anden fejlmargin i almindelighed mindre, som ligeledes på frontpanelet kan vælges 25 af en læge. Grænserne på komparatoren 44 kan være 5¾ - 10%, mens komparatoren 24 kan være fra 15% til 25%.

En 4,1 MHz oscillator 7 er valgt til at frembringe signaler som er kompatible med et standard TV's horisontale og vertika-30 le signaler. Oscillatorens udgangssignal tælles og deles med N i tælleren 10. Denne tæller frembringer et "enable"-signal for hver N'th søjle, hvilket forårsager, at en punkteret linie, der repæsenterer den ideile bølgeform, vises på TV-skærmen. Oscillatorens udgangssignal tælles også af en søjletæller 11 35 for at frembringe adresser til læsehukommelsen gennem multi-pl ekseren 16. Når søjle tælle ren har talt 256 bit nulstilles den. Nulsti 11ingssignalet giver anledning til et horisontalt synkroniseringssignal til TV-modulatoren, og linietælleren 28 forøger sin tælling.

150402 14

Organerne til detektering af starten på en indånding tjener som en tiIbagesti11ingsfunktion og til at synkronisere udlæsningen af den ideelle bølgeform fra læsehukommelserne, såvel som indlæsning og udlæsning af data fra RAM'en i den under-5 søgte åndedrætscyklus. Den målte respiration integreres og konverteres til digital form af en A/D-konverter 14 og tilføres gennem datamultiplekseren 17 til indlæsning af "samp-ling"-data, også kaldet stikprøvedata i RAM'en med den korrekte hastighed og i den korrekte oplagringsposition. Multiplek-10 seren 16 sørger på den anden side for udlæsning af data skiftevis fra læsehukommelserne og fra RAM-hukommelserne. Udlæsningshastigheden er en funktion af søjletælleren og således af visningen, således at der frembringes 256 prikker for hver af de to bølgeformer i en typisk TV-gengivelse.

15

Kredsløbet anvender flere komparatorer, men multifunktionskom-paratorer kan anvendes på en tidsdelt basis. Komparatoren 26 anvendes til fremvisningsfunktioner. Her giver linietælleren 28 (svarende til linierne i rasteret og således højden langs 20 rasteret) en tælling op til komparatoren 26 svarende til den fysiske position af den skanderende stråle på CRT-skærmen. Afhængig af den øjeblikkelige tilstand af multiplekseren, vil det ene eller det andet af de digitale ord, som udlæses fra ROM'en eller RAM'en, og som samtidig præsenteres for kompara-25 toren 26, tilvejebringe dataindgangen, som sammenlignes med den øjeblikkelige CRT-skanderingsstrålepositi on af komparatoren 26, som derefter enten frembringer et videodisplaysignal eller intet signal. Eftersom udlæsningen fra læsehukommelsen og RAM'en sker på et tidsdelt basis, dvs. med multiplekser, og 30 eftersom CRT-strålen i sand tid kun er i én position til et givet tidspunkt, ses det, at der en tidsfølge af videoudgangs signaler, selv når den affølte åndedrætskurve faktisk er identisk med den ideelle kurve, selvom denne tidsforskel er så Tille, at den ikke kan ses visuelt.

35

Komparatorerne 24 og 44 er knyttet til den funktion, der bestemmer graden af overensstemmelse mellem den affølte åndedrætskurve og den ideelle kurve, og frembringer en passende 150402 15 alarm og/eller registererer udgangssignalerne, når disse grænser overskrides.

Uregelmæssige åndedrætsmønstre hos patienten gør det vanske-5 ligt på rette måde at starte det ønskede bølgeformede åndedrætsmønster. I sådanne tilfælde kan det være ønskeligt manuelt at nulstille perioden i stedet for at detektere indåndingen. En manuel indåndingsnulstillingsanordning gør det muligt for teknikeren eller operatøren at samarbejde med patien-10 ten og anlægget for at integrere patientens behov på passende måde i de ønskede maskingenererede præstationsparametre. Når patienten er sat igang, vil han lettere være i stand til at indrette sig efter det ønskede øndedrætsmønster. I fig. la er vist en modifikation af systemet i fig. 1, og i denne modifi-15 kation er der indrettet en manuel nulstilling. Denne manuelle anordning kan antage to former, den første er at vise et individuelt enkelt åndedrætsmønster på sædvanlig måde. Starten af indåndingsimpulsen, som udsendes fra "one shot'en" 6, kan pa-rallelkobles med en omskifter, som også kan give en startim-20 puls. Startimpulsen vil nulstille integratoren 5 og derefter vil det fungere som beskrevet i forbindelse med fig. 1. Dette gør det muligt for en operatør at kontrollere starten på fremvisningen, således at den er sammenfaldende med starten på en patients indånding.

25

En anden måde kan være at vise en serie åndedrætsmønstre i et forudbeskrevet program. I den række af åndedrætsmønstre, som kræves ved Lamaze-obstetriske metode, kan patienten f.eks. ved en begyndende pressevee nedtrykke en manuel nulstillingsom-30 skifter og dermed starte et program med flere åndedrag på flere måder i individuelle åndedrag for at opnå et ønsket obstetrisk åndedrætsmønster. Visning af flere åndedrag ville blot kræve ekstra logiske kredsløb, som ikke ville ligge uden for opfindelsens rækkevidde. Udåndingsafsnittet af perioden kan 35 også være forsynet med en manuel dæmpningsomskifter ved en modifikation af kredsløbet i fig. 1 til at aktivere tællerne 10, 11 manuelt. Ved at aktivere denne strømafbryder, afbrydes udgangen fra oscillatoren 7 og et hvilket som helst skærmbil 150402 16 lede, som vises på det pågældende tidspunkt vil blive bevaret på billedskærmen uændret.

Ideelle åndedrætsmønstre kræver nødvendigvis at patienten be-5 finder sig i en stabil tilstand for at kunne udnytte det nævnte optimerede åndedrætsmønstre. Dette indebærer, at tidligere ustabile tilstande, såsom en for kraftig oppustning af brystkassen, hvilket i almindelighed kaldes "airtrapping", dvs. en låsning af brystkassen, som når man holder vejret, fra starten 10 må undgås. Dette beror på, at selve udåndingen hos emphysempa-tienter er vanskeligere end indåndingen, hvorved man således til stadighed fremmer en tilstand af indelukket luft og dermed opblæses brystkassen. For at komme fra en sådan tilstand med en indespærret luftmængde i brystkassen til et relativt 15 normalt rumfang for brystkassen, kan man igangsætte det manuelle indåndingsprogram. Samme resultat kunne også opnås ved en aktivering af en manuel udåndingsomskifter, som kunne anvendes i to formater. Det første kunne være en enkel manuel omskifter 74, som ville udsætte starten af forevisningen af 20 næste periode, og under denne udsættelse kunne patienten instrueres om, at fortsætte udåndingen og dermed tømme sin brystkasse for uønskede luftmængder før påbegyndelsen af næste indånding. Ved en anden metode og ved anvendelse af et simpelt tidsforsinkelsesorgan kan den aktive udåndingsperiode forlæng-25 es med en forskreven tidsperiode, f.eks. 2, 3 eller 4 sekunder pr. overlejret periode med forlænget udånding og dermed forsinket indåndingstid for den næste periode.. Denne modifikation er også vist i fig. la. Timeren kan aktiveres af en manuel omskifter, som beskrevet, eller automatisk fra et simpelt 30 tidsorgan til fastsættelse af udåndingens afslutning.

En manuel omkobling af udåndingen kan tilvejebringes ved at afspærre oscillatoren 7 fra søjletælTeren 11. Dette vil tillade operatøren at standse fremvisningen, mens patienten fort-35 sætter med at ånde ud eller på et vilkårligt andet punkt i perioden. For at undgå støjimpulser, f.eks. på grund af påvirkning af en omskifter, kan en portstyret forstærker indskydes i serie med udgangen fra oscillatoren 7. Porten på forstærkeren 150402 17 kan styres af en indsti11 ings-tiIbagestiΠings-f1ip-flop, som igen styres af en manuel omskifter og taktstyres af udgangsos-cillatoren selv.

5 Fejl i realtidsforløbet vil vise sig ved, at en fuldt optrukken kurvelinie afviger fra en punkteret ønsket parameterlinie.

I en alternativ udførelsesform af det positive biofeedback-videosystem, kan fremvisningen af den idelle kurve ved hjalp af den punkterede linie tydeliggøres ved en progressiv tidstro 10 fremvisning kombineret med en optisk blinkeffekt. Visningen af den punkterede eller afbrudte idelle kurve forøges i biofeedbacktilstandene ved at lade den stationært prikkede visning blinke progressivt i sand tid i rækkefølge langs den programmerede prikkede visning af stationær art. Dette vil mere præ-15 cist forøge virkningen af den positive biofeedback. En typisk blinkende visning er gengivet i fig. 4j. Et tidstro positionsindikatorkredsløb til en fremvisning med en blinkende prik kan tilvejebringes ved at modificere kredsløbet i fig. 1, som vist i fig. Ib. Blinkpositionen lægges lige foran de tidstro data.

20 Dens position bestemmes ved at addere en tælling til datatælleren i "data + 1-tælleren" 12A. Hver bit i data-plus-en-tæl-leren 12A og adressen fra multiplekseren 16 overføres til en dekoder 12B. Dekoderen indeholder en inverteret exclusive 0R-port for hver bit i adressen. Udgangssignalet fra hver af dis-25 se danner indgangssignaler til en OG-kreds. Hvor der er sammenfald på alle linier til OG-kredsløbet, vil den portstyrede 0 scillator 12C blive aktiveret af udgangssignalet fra dekoderen 12B. Udgangssignalet fra oscillatoren 12C vil skiftevis spærre og åbne for inverteren 20. Denne vil spærre indgangen 30 og bevirke, at videosignalet slukkes under nogle billedrammer og tændes igen i løbet af andre bi nedrammer. Frekvensen kan vælges således, at der opnås en optimal blinkhastighed. Video udgangssignalet fra komparatoren 26 anvendes i et modulator-osci1lator-mixerkredsløb, som føder TV-fremviseren.

35 1 fig. 2 vises, hvorledes de vertikale og horisontale synkroniseringssignaler sammen med videoudgangssignalet fra komparatoren føres til en NOR-port 27A (Motorola MC792P). Alle 150402 18 indgange befinder sig på TTL-niveau. NOR-porten's udgang er forbundet til basis af en NPN-transistor 27B. Kredsløbet er vist med de foretrukne værdier for modstande og kondensatorer. Transistorerne 27B og 27C kan være af typen 2N3904. En varia-5 bel selvinduktion L kan bestå af 4 vindinger af kobbertråd nr.

18, spredt over ca. 1 cm på en afstemningsspoleform med en diameter på ca. 1/2 cm. Dette kredsløb er dimensioneret til at forbindes operativt til en 300 ohms to leder kabel til et standardfjernsyn. Fig. 2 er et standardkredsløb til forbindelse af 10 digitale data til et TV-apparat. Det kan let erstattes af andre i handelen værende systemer, som kræver horisontale og vertikale synkroniserede videoindgangssignaler for tilførsel af data til et TV-apparat.

15 Den visuelle fremviser kan være et hvilket som helst dynamisk elektrooptisk apparat, som kan modtage lungeprogrammet og patientdata på tidstro basis. For enkeltheds skyld er tyngdepunktet lagt på billedror, som er beregnet til anvendelse i standard TV-modtagere. Retlinede rasterskanderende systemer er 20 i handelen og er fordelagtige til brug i forbindelse med nærværende opfindelse med kun få eller slet ingen ændringer. Et typisk rasterskanderende kredsløb kan let tilpasses til at danne grænseflade med nærværende dataindgange.

25 Forskellige ændringer af fremviserapparatet er mulig, indbe fattet elektrisk aktiverede gitre, såsom disse, der anvendes til flydende krystalelementer. Mens de foretrukne fremvisere er konventionelle med tidsaksen ud af abscissen, dvs. den horisontale akse, og læst fra venstre mod højre og med respira-30 tionsrumfanget vist opad langs ordinataksen (den lodrette akse), kan andre visuelle synlige fremvisninger komme i betragtning, f.eks. en cirkulær fremvisning med cirkler, der udvidder sig i takt med det foreskrevne rumfang og med de målte strømningsti Istande.

35

Forskelligt valgfrit udstyr kan anvendes som en del af opfindelsen. Ved optræn i ng af emphysem-pat i enter kan en dynamisk bronchial kompression afhjælpes ved at opnå en "sammensnærpet 150402 19 læbeeffekt" Ved denne teknik kan en variabel udgangsåbning anvendes sammen med mundstykket for at opnå et konstant modtryk, som nedsætter denne form for bronchial kompression.

5 Ved en anden udførelsesform til at vurdere og måle patientudførelsen, hovedsageligt til kvalitetskontrol og forskningsformål, kan et yderligere apparat være indrettet som et passende modul, der kan indgå i basisenhederne. Dette ekstra udstyr kan definere grænseværdier parallelt med og over og under den øn-10 skede bølgeform og vise det punkteret eller med en tyndere streg, f.eks. grænser svarende til plus og minus 10¾ og 25¾. Grænserne kan også angives som punkterede bølgeformer parallelle med den ønskede bølgeform. Når patientens udførelser overskrider disse sikkerhedsgrænser, afføles dette elektronisk 15 i et passende volumen/tidsforhold. Hvis man ønsker det, kan sådanne overskridelser aktivere en visuel og/eller hørlig alarm for yderligere at aktivere patienten og opmuntre ham til en bedre udførelse. Arten og størrelsen af disse sikkerhedsgrænseoverskridelser kan overføres til datalagre og/eller da-20 tabehandlingsorganer for at opnå en omfattende indsigt i pa tientens udførelse enten ved spontant åndedræt og/eller ved et understøttet åndedræt.

Det idelle åndedrætsmønster kan forudindstilies ved at vælge 25 et kredsløbskort eller et integreret kredsløb med en speciel hukommelse eller lignende, som har de ønskede værdier for respirationsvolumen, respirationshastighed osv.. Disse kan være økonomisk fastsatte værdier i det valgte simple kredsløb, som vist i fig. 3, eller systemet kan alternativt være forsynet 30 med komplekse organer til at justere de idelle parametre indenfor vide grænser. For eksempel kan respirationsrumfanget variere fra 0 til 5.000 cm3, mens den grundlæggende respirationshastighed kan sættes fra 0 til 40 perioder pr. minut og i ndåndi ngs/udåndi ngsforhol det kan variere fra 1:1 til 1:10, 35 alt sammen med variable justerbare bølgeformer. Dette er betydelig breddere end man normalt ville anvende og giver mulighed for ekstreme mønstre, om sådanne ønskes. Forskellige lineære og ulineære bølgeformer kan vælges til indånding og udånding 150402 20 af luft og et udgangsindåndingsholdemønster kan vælges til fra 10 til 50¾ af den grundlæggende indåndingstid. Indikatoren for forholdet mellem den passive og aktive tid for åndingsmuskulaturen under udånding kan forud indstilles til 10 - 50¾ af ud-5 gangsudåndingen eller helt udkobles af kredsløbet.

5tøjundertrykkelseskredsløb og udglatningskredsløb kan indkobles i strømmålekredsløbet, typisk mellem transducer/forstærker-kombinationen og strømningsintegratoren. Hvis der anvendes en 10 matrix-hukommelse til opbevaring af bølgeformen, kan hukommelsens udgang fungere som direkte adresser til fremviseren. I en typisk matrix-udvælgelsesfremvisning kræves en tidsstyring af udlæsningen, men kredsløbet kan forenkles betydeligt ved at anvende faste logiske integrerede kredsløbschips, som indgår i 15 en økonomisk TV-rasterafsøgningsfremviser, eller ved, uden at afvige fra opfindelsestanken, at anvende standardfremvisere af forskellige typer med yderligere komplekse elektroniske kredsløb for at gengive både horisontale og vertikale parametre.

20 Fremvisningen kan suppleres med andre billedror, dataregistreringsudstyr og databehandlingsudstyr, som er forbundet til variable grænseparametre for fejlfunktion eller on-line-oscillo-skoper og lignende. Lungetryksindikerende eller registrerende organer kan også tilføjes og kan kobles til apparater med 25 mundstykker med variabel udåndingsåbning for at koordinere udåndingsstrømmen med ønskede udåndingslungetryk.

I visse situationer kan det være ønskeligt at have flere programmer, som kan vælges, eller udskiftes hurtigt ved hjælp af 30 en manuel omskifter. Således kan et første fast program give et regelmæssigt åndingsprogram, et andet fast program til åndedræt under træning eller i forbindelse med akut åndenød og et tredje fast program kan anvendes i forbindelse med kunstigt understøttet åndedræt. En ydre omskifter kunne gøre det muligt 35 for operatøren at skifte program øjeblikkeligt.

I fig. 4a - 4j vises typiske skærmbilleder, som bygger på anvendelsen af retlinede koordinatsystemer. Det ideile mønster 150402 21 eller det foreskrevne respirationsrumfang som funktion af tid, er afbilledet som en punkteret linie. I f i g. 4a er det idelle mønster en opadgående indåndingskurve indtil det maksimale respirationsvolumen, der kan indtages i lungerne. En typisk ud-5 åndingskurve er også vist.

I fig. 4b ses et mislykket forsøg, hvori den fuldt optrukne linie angiver, at den integrerede strømning, altså indåndingen, er for hurtig og det ønskede indåndingsrumfang opnås ikke.

10 i fig. 4c viser den fuldt optrukne kurve> at indåndingen er for langsom og det ønskede maksimale indåndingsvolumen er ikke opnået før udåndingen påbegyndes.

Fig. 4d og 4e viser en vellykket udførelse, hvori det punkte-15 rede idelle mønster dækkes af den overlejrede kurve for den aktuelle udførelse, hvilket resulterer i et første visuelt signal, f.eks. grønt, for at indikere begyndelsen af det elastiske sammenfald af brystkassen i den passive udåndingsperiode og et andet visuelt signal, f.eks. rødt, når den muskulært aktive 20 udånding påbegyndes. Fig. 4f viser en typisk afvigelse fra det idelle mønster, kurven viser, at patienten ikke opnår det totale udåndingsrumfang indenfor den ønskede tid og den afsluttende udåndingsstrømningshastighed er fejlagtig.

25 Indåndings/udåndingstidsforholdet og strømningsbølgeformerne under indånding og udånding kan alle justeres individuelt.

Fig. 4g viser et mønster med en relativ kort indåndingsperiode og en lang udåndingsperiode med hver sin bølgeform.

30 Fig. 4h viser et typisk indåndings-holde-mønster med en foru-dindstillet holdeværdi ved afslutningen af indåndingen. Fig.

4i viser et typisk billede af en idealkurve med tilhørende ± grænselinier, der vises med tynd stiplet streg. En modifikation med en ledende blikindikator er vist i fig. 4j for en ud-35 førelsesform ifølge fig. Ib.

Det ovenfor beskrevne system kan modificeres ved at erstatte forskellige komponenter eller tilhørende udstyr. Der kan an- 150402 22 vendes forskellige strømningsmålere, også kaldet tranducere i forbindelse med systemet. Ud over transducere af typen "deflective reed" kan anordninger, som arbejder med differentialtryk-målinger, varmetrådanemometre eller pitotrør, anvendes. Den 5 typiske strømningstransducer kan let tilpasses til måling af luftstrøm i naturlig passager ved hjælp af et passende mundstykke eller en maske.

Biofeedback af indåndingsrumfanget kan kombineres med andre 10 affølte tilstande, specielt trykmålinger, som vist i fig. 5.

En patient eller én, der træner sit åndedræt, ånder gennem en strømningsmåler 1, der står i forbindelse med en maske eller et mundstykke og et pneumatisk apparat. Strømningsmåleren giver et indgangssignal til biofeedbackfremvisningssystemet og 15 en separat tryktranducer 50 er indrettet som et organ til måling af lufttrykket mellem forsøgspersonen og det pneumatiske apparat. Tryktransduceren kan være en mekanisk visende trykmåler, en bælg eller en elektromekanisk detektor. Trykparametrene kan bestemmes uafhængigt af indåndingsrumfanget. Der kan 20 imidlertid også være indrettet organer til samtidigt at vise et ideelt trykmønster sammen med visningen af indåndingsrumfanget. Et organ til at tilvejebringe et signal, der repræsenterer åndingstrykket {f.eks. piezoelektri ske krystaller) kan danne indgang til en komparatorkreds til bestemmelse af 25 udførelsen i relation til et forudbestemt eller ideelt trykmønster. Passende alarmer og dataopsamlingsudstyr kan tilsluttes systemet. Trykmålingssystemet kan anvendes sammen med forskellige pneumatiske apparater inklusive udstyr til kunstigt åndedræt, som f.eks. et intermitterende positivt tryk-30 åndingsorgan eller aerosol og pulvertilførselsorganer. Til træning af åndedræt er det kombinerede system til visning af indåndingsrumfang og tryk værdifuldt, f.eks. til anvendelse i forbindelse med obstetrisk åndedrætskontrol ifølge Lamaze, eller i forbindelse med undervisningsudstyr til sportsdykkere 35 såvel som undervisning i forbindelse med musik-blæseinstrumenter. En lungeundersøgelsesstation kan også indrettes i forbindelse med det foreliggende system.

Claims (17)

150402 Et apparat til en strømbegrænsende styring og/eller trykstyring kan forbindes mellem patienten og strømningsmåleren. I visse tilfælde er det ønskeligt, at holde trykket konstant eller på en forudbestemt dynamisk værdi uanset variationer i den 5 af patienten afgivne 1 uftstrøm/1uftrumfang. Til sådanne formål kan man anvende et mundstykke med en variabel åbning. Et sådant apparat kan indbefatte en justerbar irisåbning eller en glideventil for at give det ønskede åndedrætsmønster. Sådant ekstra udstyr kan anvendes i forbindelse med en åndedrætstræ-10 ning med sammensnærpede læber, hvilket sædvanligvis kræver en transducer for at måle det tryk, som opbygges over for en strømbegrænser. Opfindelsen er i det foregående beskrevet i forbindelse med 15 digital elektroniske logiske kredsløb for at anvende den for tiden tilgængelige elektroniske udstyr. Det samme vil kunne opnås ved hjælp af en hurtig digital datamat, en standard-katodestrålerørsdatamat og/eller i en mikrodatamat med skærm. Samme result,at kan også opnås ved hjælp af mikroprocessororga-20 ner. Den begrænsende faktor ved de i dag til rådighed værende mikrodatamater er den nødvendige hastighed af impulsgenkendelsen og behandlingen, som er nødvendig for at samvirke effektivt med standardhøjhastigheds-TV-rasterskanderende organer. Fremtidige elektronikudvikling kan antagelig skabe mikrodata-25 mater med en tilstrækkelig hurtig impulsgenkendelse og impulsbehandling til at mikrodatamatanvendelsen vil blive teknisk og, økonomisk effektiv. Opfindelsen omfatter således anvendelsen af sådanne mikrodatamater, eftersom de blot udgør et alternativt hjælpemiddel ved udførelsen af opfindelsen. 30 Patentkrav.

1. Fremgangsmåde til at vise og vurdere en persons respira-35 tion, ved hvilken den respiratoriske luftstrøm måles, og et signal, der repræsenterer luftstrømmen frembringes, kendetegnet ved, at signalet for luftstrømmen integreres i en integrator som funktion af tiden, hvorved der fremkommer et 150A02 signal, der repræsenterer rumfanget af den strømmende luft, at starten af en indånding detekteres og anvendes til nul-stilling af et ønsket respirationsmønster, at det øjeblikkelige signal for rumfanget af den strømmende luft sammenlignes med 5 et signal for det ønskede respirationsmønster korreleret ved anvendelse af nul-sti 11 i ngen ved indåndingens start, og at det øjeblikkelige signal for rumfanget vises sammen med signalet for det ønskede respirationsmønster i sand tid på en dynamisk fremviser med kurver, som kan skelnes fra hinanden. 10

2. Fremgangsmåde ifølge krav 1, kendetegnet ved, at den endvidere omfatter forudindsti11ing af præstationsfejlgrænser og tilvejebringelse af et signal ved en mangelfuld præstation. 15

3. Fremgangsmåde ifølge krav 1, ved hvilket det respiratoriske tryk måles og et tryksignal frembringes, kendetegnet ved, at tryksignalet sammenlignes med et ideelt tryk-mønstersignal korreleret med en nulstilling ved udånding eller 20 indånding, og at det løbende målte signal og det ønskede mønstersignal vises sammen med signalerne for det faktisk målte rumfang og det ønskede respirationsrumfangsmønster med henblik på en processtyring af respiratoriske apparater, der drives i tilknytning til det respiratoriske måleudstyr. 25

4. Fremgangsmåde ifølge krav l, kendetegnet ved, at en alarm aktiveres ved en forudbestemt afvigelse af respirationsrumfangssignalet fra det ønskede respirationsrumfangssignal. 30

5. Fremgangsmåde ifølge krav 1, kendetegnet ved, at det ønskede respirationsmønster nulstilles for at starte en indånding eller afslutte eller forlænge en udånding.

6. Fremgangsmåde ifølge krav 1, kendetegnet ved, at det ønskede mønster vises med en blinkende plet foran det målte rumfangssignal.· 150402

7. Fremgangsmåde ifølge krav 2, kendetegnet ved, at de positive og negative fejlgrænser justeres, og at rumfangssignalerne detekteres og vises i relation til tidsparametre uden for disse fejlgrænser, og at fejlsignaler transmitte- 5 res eksternt til dataoplagring og analyse.

8. Fremgangsmåde ifølge krav 1, ved hvilken den visuelle fremvisning omfatter skandering med et stråle i forhold til en tidsakse med en foreskreven skanderingsfrekvens, kende- 10 tegnet ved, at fremgangsmåden endvidere omfatter sampling af det integrerede respirationsluftstrømssignal til tilvejebringelse af integrerede samplingværdier i overensstemmelse med tidssaksen, oplagring af det ønskede respirationsrumfangsmønster i en første hukommelse, oplagring af samlingvær-15 dier af det integrerede signal for den målte respiratoriske luftstrøm i en anden hukommelse, udlæsning af successive værdier af signalet for det ønskede respirationsrumfangsmønster fra den første hukommelse og successive integreret samplingværdier fra den anden hukommelse i rækkefølge for hver af hu-20 kommelserne og med en frekvens, der er synkroniseret med skanderingsfrekvensen for den dynamiske fremviser, og at positionen af den skanderende stråle sammenlignes med værdierne, som udlæses fra henholdsvis den første og den anden hukommelse til frembringelse af et videofremvisningssignal, når en værdi, som 25 er udlæst fra en af hukommelserne svarer til positionen af den skanderende stråle for derved at frembringe fremvisningen af denne værdi på den dynamiske fremviser.

9. Apparat til udøvelse af fremgangsmåden ifølge et eller 30 flere af kravene 1 - 8, og med en flowmåler (1, 2), som kan tilsluttes en persons respiratoriske 1 uftstrøm, hvilken flowmåler (l, 2) omfatter en transducer (2), der afgiver et elektrisk signal, der er en funktion af luftstrømmen gennem flow-måleren, hvilket elektrisk signal via elektriske forbindelser 35 og signalbehandlingskredsløb tilføres et samplingkredsløb (14, 16), kendetegnet ved, at et af signalbehandlingskredsløbene er en integrator (5), hvis udgang er forbundet til samplingkredsløbet (14, 16), at der er indrettet en første hu- 150402 komelse (32, 33, 34), der indeholder data for et ønsket respirationsrumfangsmønster og at en udgang fra samplingkredsløbet (14, 16) er forbundet til en anden hukommelse (18) indrettet til at oplagre samplingdata for de målte elektriske signaler, 5 og at der er indrettet et udlæsekredsløb (11, 12, 21, 28, 29) der er forbundet til hukommelserne (32, 33, 34, 18) og skiftevis udlæser data fra den ene og den anden hukommelse i rækkefølge, hvilke data overføres til et omsætterkredsløb (D/A-kon-verter 26, 27), der er forbundet med en fremviser og som om-10 former de successiv udlæste data til signaler, der viser en tidstro kurve over rumfanget af den indåndede luft, som funktion af tiden sammen med en tilsvarende kurve, der viser det ønskede respirationsmønster, således at personen kan træne sit åndedræt ved at tilstræbe, at de to kurver falder sammen. 15

10. Apparat ifølge krav 9, kendetegnet ved, at et af signalbehandlingsorganerne er en forstærker og et filter (3), hvis indgang er forbundet til udgangen af flowmåleren (1, 2} og.hvis udgang er forbundet til integratoren (5). 20

11. Apparat ifølge krav 9 eller 10, kendetegnet ved, at en første komparator (4) er forbundet til udgangen fra flowmåleren (1, 2) eller udgangen fra et af signalbehandlingskredsløbene, fortrinsvis den udgang, der er forbundet til 25 indgangen af integratoren (5), og er indrettet til at frem bringe et nulstillingssignal ved starten af en indånding for nulstilling af apparatet til fremvisning af en ny respirationsperiode.

12. Apparat ifølge krav 11, kendetegnet ved, at en monostabil multivibrator (6) er forbundet til udgangen af den første komparator (4). 1 2 3 4 Apparat ifølge krav 9, kendetegnet ved, at 2 35 den første hukommelse (32, 33, 34), der indeholder data for 3 det ønskede respirationsmønster består af en eller flere 4 ROM'er. 150402

14. Apparat ifølge krav 9, kendetegnet ved, at den anden hukommelse (18) til oplagring af de målte samplingværdier er en RAM.

15. Apparat ifølge krav 14 til anvendelse sammen med et ra sterskanderende fremvisningsudstyr, kendetegnet ved, at udlæsekredsløbe't omfatter en søjletæller og en linietæller (11, 28), som er indrettet til at have adgang til ROM-hukommelserne (32, 33, 34) og RAM-hukommelsen (18), og at 10 konverterkredsløbet omfatter en anden komparator (26), som er indrettet til at frembringe et udgangssignal til udskrivning på fremviserudstyret, når indholdet af linietælleren (28) er det samme som indholdet i de celler, som søjletælleren (11) i det pågældende øjeblik giver adgang til, i hukommelserne hen-15 holdsvis ROM'erne (32, 33, 34) og RAM'en (18).

16. Apparat ifølge krav 15, kendetegnet ved, at der er tilvejebragt et udelukkelseskredsløb (12a, 12b, 12c), som er indrettet til at udelukke udgangssignaler fra den 20 første hukommelse (ROM’erne 32, 33, 34) under skanderingen af hver RAM'e.

17. Apparat ifølge krav 15 eller 16, kendetegnet ved, at der er tilvejebragt en første digi tal-ti 1-anal og kon- 25 verter (38), som er indrettet til at omsætte indholdet i den celle i den første hukommelse (ROM'erne 32, 33, 34), som den første tæller (11) giver adgang til, til et første analogt signal, og at der er ti 1 vejebragt en anden digi tal-t i 1-anal og konverter (22), som er indrettet til at omsætte indholdet i 30 den celle i den anden hukommelse (RAM'en 18), som den første tæller giver adgang til, til et andet analogt signal, og en tredje komparator (24, 44), som er indrettet til at tilvejebringe et udgangssignal, når det første og det andet analoge signal afviger fra hinanden med mere end en forudbestemt 35 størrelse. 1 Apparat ifølge et eller flere af de foregående krav, kendetegnet ved, at det omfatter organer, som kan