JPH02271835A - 振動法を使用して空気通路抵抗を決定する改良された装置 - Google Patents
振動法を使用して空気通路抵抗を決定する改良された装置Info
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- JPH02271835A JPH02271835A JP1323652A JP32365289A JPH02271835A JP H02271835 A JPH02271835 A JP H02271835A JP 1323652 A JP1323652 A JP 1323652A JP 32365289 A JP32365289 A JP 32365289A JP H02271835 A JPH02271835 A JP H02271835A
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- A61B5/08—Measuring devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/085—Measuring impedance of respiratory organs or lung elasticity
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、特許請求の範囲の請求項１の前段（おいて書
き）に定義される振動抵抗決定方法を用いる患者の空気
通路抵抗を決めるための装置に関する。この様な装置は
実際に導入されている。
き）に定義される振動抵抗決定方法を用いる患者の空気
通路抵抗を決めるための装置に関する。この様な装置は
実際に導入されている。
好ましくは、西独のジーメンス社（ ＳｉｅｍｅｎｓＣ
ｏｍｐａｎｙ）の“Ｓｉｒｅｇｎｏｓｔ ＦＤ ５”の
形態の装置を課題とするものである。
ｏｍｐａｎｙ）の“Ｓｉｒｅｇｎｏｓｔ ＦＤ ５”の
形態の装置を課題とするものである。
呼吸器官は周囲と肺実質組織との間での良好なガス交換
を行うことを．主な機能とする。呼吸器官の疾患を測定
するための最も信頼おける方法は、対象空気通路抵抗の
測定を使用することである。
を行うことを．主な機能とする。呼吸器官の疾患を測定
するための最も信頼おける方法は、対象空気通路抵抗の
測定を使用することである。
このために、空気通路抵抗測定装置が３０年前から開発
されてきている。この装置は全身体積変動記録器、振動
法、交替圧力方法及び閉鎖圧力方法のような異なる種々
の原理で作動する。
されてきている。この装置は全身体積変動記録器、振動
法、交替圧力方法及び閉鎖圧力方法のような異なる種々
の原理で作動する。
呼吸期間にふいて、筋組織が粘性及び弾性抵抗に打ち勝
つことが必要である。粘性呼吸器官抵抗は空気通路によ
って及び肺及び「胸腔」の組織抵抗によって引き起こさ
れる。空気通路は、呼吸機構における最も重要な病理生
理学パラメータと見做すことができる。空気抵抗Ｒは、
肺胞と口内圧力との圧力差ｄｐを、これによって生成し
た流量ｄｖ／ｄｔで割った商として定′義される。
つことが必要である。粘性呼吸器官抵抗は空気通路によ
って及び肺及び「胸腔」の組織抵抗によって引き起こさ
れる。空気通路は、呼吸機構における最も重要な病理生
理学パラメータと見做すことができる。空気抵抗Ｒは、
肺胞と口内圧力との圧力差ｄｐを、これによって生成し
た流量ｄｖ／ｄｔで割った商として定′義される。
空気通路抵抗を決めるための２つの公知方法として、全
身体積変動記録、及び空気通路抵抗の振動決定がある。
身体積変動記録、及び空気通路抵抗の振動決定がある。
全身体積変動記録は、標準或いは基準の方法として受は
入れられている。全身体積変動記録方法においては、患
者は既知の体積の剛性、気密の部屋内に座る。外部に導
かれ、且つ所定の位董に鼻クリップを有する呼吸管を介
して、患者はＢＴＰＳ状態を満足する様加湿され且つ加
温された空気を吸う。流量及び部屋の圧力が測定され、
このグラフがブロック−により作成される。
入れられている。全身体積変動記録方法においては、患
者は既知の体積の剛性、気密の部屋内に座る。外部に導
かれ、且つ所定の位董に鼻クリップを有する呼吸管を介
して、患者はＢＴＰＳ状態を満足する様加湿され且つ加
温された空気を吸う。流量及び部屋の圧力が測定され、
このグラフがブロック−により作成される。
空気通路抵抗を計算するために、大気と肺胞との圧力差
を決めることがさらに必要となる。このために、呼吸管
はソレノイドバルブ（シャッターと呼ばれる）によって
閉鎖される。患者が今呼吸を行おうとする時、患者は、
部屋及び肺内に互いに反対の圧力変位を生じる。この圧
力変位は互いに成る関係を示している。肺胞から口及び
鼻へ至る呼吸系統に渡って同じ圧力が得られる。即ち、
シャッター近くで測定された圧力は、対応する肺胞圧に
等しい。この肺胞圧と部屋の圧力は同期して測定され、
プロッター上にプロットされる。部屋圧対肺胞圧とのカ
ーブの傾きを、部屋正対流量カーブの傾きで割ることに
より、空気通路抵抗の値を得ることが可能である。
を決めることがさらに必要となる。このために、呼吸管
はソレノイドバルブ（シャッターと呼ばれる）によって
閉鎖される。患者が今呼吸を行おうとする時、患者は、
部屋及び肺内に互いに反対の圧力変位を生じる。この圧
力変位は互いに成る関係を示している。肺胞から口及び
鼻へ至る呼吸系統に渡って同じ圧力が得られる。即ち、
シャッター近くで測定された圧力は、対応する肺胞圧に
等しい。この肺胞圧と部屋の圧力は同期して測定され、
プロッター上にプロットされる。部屋圧対肺胞圧とのカ
ーブの傾きを、部屋正対流量カーブの傾きで割ることに
より、空気通路抵抗の値を得ることが可能である。
空気通路抵抗を決めるための振動法を使用すると、呼吸
器官は、バルブレスポンプの助けを得テロを介して例え
ば１０Ｈｚの振動を被る。この結果の解釈は呼吸器官の
機械−音響モデルによることができる。これよる抵抗の
振る舞いは、並列及び直列接続された実数的、容量的及
び誘導的抵抗を有する類推ＡＣ回路によって記述するこ
とができる。
器官は、バルブレスポンプの助けを得テロを介して例え
ば１０Ｈｚの振動を被る。この結果の解釈は呼吸器官の
機械−音響モデルによることができる。これよる抵抗の
振る舞いは、並列及び直列接続された実数的、容量的及
び誘導的抵抗を有する類推ＡＣ回路によって記述するこ
とができる。
シーメンス社の“Ｓｉｒｅｇｎｏｓｔ ＦＤ ５”は振
動抵抗決定法を用いる空気通路を検知するためには極め
て安定している。この装置を用いての振動空気通路抵抗
決定法の場合において、０．２から０．３Ｈｚの人体の
呼吸周波数は１０Ｈｚのより高い周波数で振動する流れ
によって変調される。この流れは１．４−の変位を有す
るダイヤプラムポンプを使用することによって生成され
る。これに関して、呼吸器官だけでなく所定の半径及び
所定の長さを有するプラスチックホースがこの振動を被
る。このホースはインピーダンスの線上の参照抵抗とし
て機能し、この値１０ｍｂ ｒ／ ＜１−ｓ）は主に、
振動空気カラムのインダクタンスである。０．５β／Ｓ
の安定した流れの場合、１．５ｍｂａ ｒ （ｆ −
ｓ）の流れ抵抗が参照ホース内で製造社によって測定さ
れた。患者はホースを介して特に妨害なくして呼吸する
ことができる。このホースの体積は８５−で無視しうる
程のデッドスペースを拡張するに過ぎない。口内におい
て、振動流量は交替圧力を発生する。これはマイクロホ
ーンによって検出され、濾波の後、整流、平滑がアナロ
グ電圧を与える。
動抵抗決定法を用いる空気通路を検知するためには極め
て安定している。この装置を用いての振動空気通路抵抗
決定法の場合において、０．２から０．３Ｈｚの人体の
呼吸周波数は１０Ｈｚのより高い周波数で振動する流れ
によって変調される。この流れは１．４−の変位を有す
るダイヤプラムポンプを使用することによって生成され
る。これに関して、呼吸器官だけでなく所定の半径及び
所定の長さを有するプラスチックホースがこの振動を被
る。このホースはインピーダンスの線上の参照抵抗とし
て機能し、この値１０ｍｂ ｒ／ ＜１−ｓ）は主に、
振動空気カラムのインダクタンスである。０．５β／Ｓ
の安定した流れの場合、１．５ｍｂａ ｒ （ｆ −
ｓ）の流れ抵抗が参照ホース内で製造社によって測定さ
れた。患者はホースを介して特に妨害なくして呼吸する
ことができる。このホースの体積は８５−で無視しうる
程のデッドスペースを拡張するに過ぎない。口内におい
て、振動流量は交替圧力を発生する。これはマイクロホ
ーンによって検出され、濾波の後、整流、平滑がアナロ
グ電圧を与える。
これによって結果される振動抵抗“Ｒｏｓ”は指示装置
によって“Ｓｉｒｅｇｎｏｓｔ、 ＦＤ ５”から直接
読みだすことが出来る。時定数は装置上で異なる値に切
り換えることができるので、“Ｒｏｓ”における変化を
選択的に抑圧することができる。この変化は呼吸に同期
しており、装置に知らされる。
によって“Ｓｉｒｅｇｎｏｓｔ、 ＦＤ ５”から直接
読みだすことが出来る。時定数は装置上で異なる値に切
り換えることができるので、“Ｒｏｓ”における変化を
選択的に抑圧することができる。この変化は呼吸に同期
しており、装置に知らされる。
“Ｒｏｓ”の測定はいかなる経験なしに迅速に行うこと
ができる。校正のために、測定ヘッドは校正プラグ又は
ヘッドの掌部で閉鎖される。レギュレーションノブの助
けによって、指示器は校正マークに合わせられる。測定
のために、患者の鼻は鼻クリップによって閉鎖されねば
ならない。
ができる。校正のために、測定ヘッドは校正プラグ又は
ヘッドの掌部で閉鎖される。レギュレーションノブの助
けによって、指示器は校正マークに合わせられる。測定
のために、患者の鼻は鼻クリップによって閉鎖されねば
ならない。
患者は次にマウスピースを取り、装置の残の部分に与え
られ、測定ヘッド上の歯の間に設置される。患・者は頬
を動かすことなし且つ声帯を故意に又は無意識に狭めた
り、閉じたりすることなしに、安定して呼吸を行う。３
または４の呼吸サイクルの後、“Ｒｏｓ”は装置のスケ
ールから直接読み取られる。呼吸サイクルにおいて、“
Ｒｏｓ”には選択スイッチによって減衰することができ
る機能がある。連続的な“Ｒｏｓ”のプロットはＥＣＧ
インクジェットプロッタによって行うことができる。従
って、ある期間に渡って連続して“Ｒ。
られ、測定ヘッド上の歯の間に設置される。患・者は頬
を動かすことなし且つ声帯を故意に又は無意識に狭めた
り、閉じたりすることなしに、安定して呼吸を行う。３
または４の呼吸サイクルの後、“Ｒｏｓ”は装置のスケ
ールから直接読み取られる。呼吸サイクルにおいて、“
Ｒｏｓ”には選択スイッチによって減衰することができ
る機能がある。連続的な“Ｒｏｓ”のプロットはＥＣＧ
インクジェットプロッタによって行うことができる。従
って、ある期間に渡って連続して“Ｒ。
Ｓ”の変化を記録することかできる。
全身体積変動記録器による正確な測定が信頼があるが、
振動抵抗“Ｒｏｓ”の有意性には重要な疑いがある。装
置の複雑さ及びその取り扱いの技術的厄介さのために、
全身体積変動記録器は、麻酔中の使用及び集団的に使用
には好ましくないし、閉鎖性呼吸器疾患を有する西独の
３百万人の治療に対する日常の使用に対しては全く適さ
ない。つまり、これによるコストはこの国において年間
２００億マルクに達するためである。
振動抵抗“Ｒｏｓ”の有意性には重要な疑いがある。装
置の複雑さ及びその取り扱いの技術的厄介さのために、
全身体積変動記録器は、麻酔中の使用及び集団的に使用
には好ましくないし、閉鎖性呼吸器疾患を有する西独の
３百万人の治療に対する日常の使用に対しては全く適さ
ない。つまり、これによるコストはこの国において年間
２００億マルクに達するためである。
振動法に変わるものとして、交替圧力法及び閉鎖圧力法
が利用可能である。広範に分散し且つ信頼の置けない測
定のために、これらの方法は、緊急医療及び一般の実務
お於ける応用は見出せなく、限られた数の使用しか見出
さない。振動法は極めてハンディ−であり、比較的簡単
な装置で達成することができる。更に、患者のいかなる
協力を必要とせず、患者を困らせることはない。しかし
ながら、現在までの欠点のために、この方法は実用のた
めの手段を見出せていない。
が利用可能である。広範に分散し且つ信頼の置けない測
定のために、これらの方法は、緊急医療及び一般の実務
お於ける応用は見出せなく、限られた数の使用しか見出
さない。振動法は極めてハンディ−であり、比較的簡単
な装置で達成することができる。更に、患者のいかなる
協力を必要とせず、患者を困らせることはない。しかし
ながら、現在までの欠点のために、この方法は実用のた
めの手段を見出せていない。
従って、本発明の目的は、請求項１前段に従う振動抵抗
決定を使用する患者の空気通路抵抗を決定する改良され
た装置を提供することにある。この装置は、正確な、再
現性のあるそして意味のある空気通路抵抗の決定を振動
抵抗決定法を使用して行うことができ、又この装置は構
造が簡単で、動作が単純で、正確な結果を供給すること
ができ、緊急医療及び医療実務の両方に使用することが
できるものとする。
決定を使用する患者の空気通路抵抗を決定する改良され
た装置を提供することにある。この装置は、正確な、再
現性のあるそして意味のある空気通路抵抗の決定を振動
抵抗決定法を使用して行うことができ、又この装置は構
造が簡単で、動作が単純で、正確な結果を供給すること
ができ、緊急医療及び医療実務の両方に使用することが
できるものとする。
この目的を達成するために、本発明装置は、請求項１の
特徴部分に従って構成される。計算ユニットが設けられ
、参照インピーダンスからの呼吸器官インピーダンスを
全インピーダンス及び全位相角から計算することができ
る。複素数を用いる演算の法則を用いると、呼吸器官の
インピーダンスの実部と虚部を決めることが出来る。参
照インピーダンスは校正された空気ホースによってによ
って表され、このホースのインピーダンス及び位相角が
知られる。全インピーダンスは圧力センサーによって測
定することができる。何故なら、流量ｄｖ／ｄｔは一定
であり、測定された口内の交替圧力は全インピーダンス
として測定されるからである。計算ユニットは、呼吸器
官インピーダンス、呼吸器官インピーダンスの実部、及
び呼吸器官位相角を、現在の参照インピーダンス、現在
の参照位相角、及び口内の測定された交替圧力に基づい
て、全インピーダンス及び測定された全位相角に対する
測定量として計算する。
特徴部分に従って構成される。計算ユニットが設けられ
、参照インピーダンスからの呼吸器官インピーダンスを
全インピーダンス及び全位相角から計算することができ
る。複素数を用いる演算の法則を用いると、呼吸器官の
インピーダンスの実部と虚部を決めることが出来る。参
照インピーダンスは校正された空気ホースによってによ
って表され、このホースのインピーダンス及び位相角が
知られる。全インピーダンスは圧力センサーによって測
定することができる。何故なら、流量ｄｖ／ｄｔは一定
であり、測定された口内の交替圧力は全インピーダンス
として測定されるからである。計算ユニットは、呼吸器
官インピーダンス、呼吸器官インピーダンスの実部、及
び呼吸器官位相角を、現在の参照インピーダンス、現在
の参照位相角、及び口内の測定された交替圧力に基づい
て、全インピーダンス及び測定された全位相角に対する
測定量として計算する。
本発明の別の発展は従、＠請求項に記述される。
本発明はシーメンス社の“Ｓｉｒｅｇｎｏｓｔ ＦＤ
５”と関連して使用するのが特に好ましい。
５”と関連して使用するのが特に好ましい。
本発明の一つの実施例が添付図面を参照して詳細に記述
される。
される。
第１図に示される装置は請求項１の前段（おいて書）部
分に従っており、シーメンス社のＳｉｒｅｇｎｏｓｔ
ＦＤ ５”に従っている。この装置は、所定の振幅及び
周波数を有する空気の振動を発生するバルブレスダイア
フラムポンプ１１患者３用の空気ホースマウスピース２
、ポンプ１からマウスピース２へ至る接続ホース４、マ
ウスピース２から周囲６までの所定の参照インピーダン
スＺｒｅｆを有する校正された空気ホース５、マウスピ
ース２から装置８までの測定ホース７、及び測定ホース
７の端部において空気圧ｄｐを測定しアナログ電圧信号
からなる交替圧力信号を発生するマイクロホン、及び系
全体での流量及び交替圧力（全インピーダンス）の間の
位相角のアナログ量を表す電圧信号を供給する位相測定
部分からなる圧力検出器９を有する。この公知の装置の
別の特徴は、上述されている。第１図には特に示されて
いないが計算ユニットが、参照インピーダンス２ ｒｅ
ｆ、全インピーダンスＺ ｇｅｓ及び系全体の位相角Φ
から呼吸器官抵抗Ｚａｗを計算する。
分に従っており、シーメンス社のＳｉｒｅｇｎｏｓｔ
ＦＤ ５”に従っている。この装置は、所定の振幅及び
周波数を有する空気の振動を発生するバルブレスダイア
フラムポンプ１１患者３用の空気ホースマウスピース２
、ポンプ１からマウスピース２へ至る接続ホース４、マ
ウスピース２から周囲６までの所定の参照インピーダン
スＺｒｅｆを有する校正された空気ホース５、マウスピ
ース２から装置８までの測定ホース７、及び測定ホース
７の端部において空気圧ｄｐを測定しアナログ電圧信号
からなる交替圧力信号を発生するマイクロホン、及び系
全体での流量及び交替圧力（全インピーダンス）の間の
位相角のアナログ量を表す電圧信号を供給する位相測定
部分からなる圧力検出器９を有する。この公知の装置の
別の特徴は、上述されている。第１図には特に示されて
いないが計算ユニットが、参照インピーダンス２ ｒｅ
ｆ、全インピーダンスＺ ｇｅｓ及び系全体の位相角Φ
から呼吸器官抵抗Ｚａｗを計算する。
第２図は呼吸器官インピーダンスＺａｗ、参照インピー
ダンスＺ ｒｅｆ及び全インピーダンスＺ ｇｅｓから
なる等価システムを示している。第２図から明らかなよ
うに、全インピーダンスＺ ｇｅｓは呼吸器官インピー
ダンスＺａｗ及び参照インピーダンスＺ ｒｅｆの並列
回路によって生成される。
ダンスＺ ｒｅｆ及び全インピーダンスＺ ｇｅｓから
なる等価システムを示している。第２図から明らかなよ
うに、全インピーダンスＺ ｇｅｓは呼吸器官インピー
ダンスＺａｗ及び参照インピーダンスＺ ｒｅｆの並列
回路によって生成される。
調整−された空気ホース５は患者によって使用されるマ
ウスピース２から周囲６まで延び、患者３が妨害なしに
呼吸できる。校正された空気ホース参照抵抗Ｚ ｒｅｆ
を作り出す。接続ホース４がポンプ１から調整された空
気ホース４まで延びている。
ウスピース２から周囲６まで延び、患者３が妨害なしに
呼吸できる。校正された空気ホース参照抵抗Ｚ ｒｅｆ
を作り出す。接続ホース４がポンプ１から調整された空
気ホース４まで延びている。
接続ホース４と調整された空気ホース５との間の接続は
マウスピース２内部にある。即ち、患者３の口に隣接し
ている。ポンプ１によって発生され、接続４を介して校
正された空気ホース５に供給される振動は一方で校正さ
れた空気ホース５内を伝播し、他方で患者３の呼吸シス
テムに伝播する。これによって、校正された空気ホース
従って参照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び患者３の呼吸
システム従って空気通路のインピーダンスＺａｗが第２
図に示される様に並列に接続されている。更に、マウス
ピース２は同様に圧力検出器９まで延びる測定ホース７
の接続点を有している。圧力検出器９はマイクロホンに
よって構成されている。アナログ信号Ｘとして、位相測
定部分１０はシステム全体の全インピーダンスＺ ｇｅ
ｓの位相角を与える。
マウスピース２内部にある。即ち、患者３の口に隣接し
ている。ポンプ１によって発生され、接続４を介して校
正された空気ホース５に供給される振動は一方で校正さ
れた空気ホース５内を伝播し、他方で患者３の呼吸シス
テムに伝播する。これによって、校正された空気ホース
従って参照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び患者３の呼吸
システム従って空気通路のインピーダンスＺａｗが第２
図に示される様に並列に接続されている。更に、マウス
ピース２は同様に圧力検出器９まで延びる測定ホース７
の接続点を有している。圧力検出器９はマイクロホンに
よって構成されている。アナログ信号Ｘとして、位相測
定部分１０はシステム全体の全インピーダンスＺ ｇｅ
ｓの位相角を与える。
このシステム全体は、校正された空気ホース５の参照イ
ンピーダンスＺｒｅｆ 、患者３の空気器官の空気通路
インピーダンスＺａｗの並列回路構成からなる。更に、
圧力検出器は、適当な校正の後、アナログ信号ｙの形態
でシステム全体の全インピーダンスＺ ｇｅｓの量を与
える。
ンピーダンスＺｒｅｆ 、患者３の空気器官の空気通路
インピーダンスＺａｗの並列回路構成からなる。更に、
圧力検出器は、適当な校正の後、アナログ信号ｙの形態
でシステム全体の全インピーダンスＺ ｇｅｓの量を与
える。
バルブレスダイアフラムポンプ１は１０１（ｚの周波数
で且つ１．４ｒｄの変位で動作する。ポンプ１からの流
れの振動は、０．２５から０．３ Ｈｚの人体の呼吸速
度に重畳される。校正された空気ホース５は、マウスピ
ース接続され、所定の公知の半径及び所定の長さを有す
るプラスチックホースから成っている。校正された空気
ホース５は参照インピーダンスＺ ｒｅｆとして機能し
、その値１０ｍｂａｒ／β・Ｓは殆ど振動空気カラムの
インダクタンスである。
で且つ１．４ｒｄの変位で動作する。ポンプ１からの流
れの振動は、０．２５から０．３ Ｈｚの人体の呼吸速
度に重畳される。校正された空気ホース５は、マウスピ
ース接続され、所定の公知の半径及び所定の長さを有す
るプラスチックホースから成っている。校正された空気
ホース５は参照インピーダンスＺ ｒｅｆとして機能し
、その値１０ｍｂａｒ／β・Ｓは殆ど振動空気カラムの
インダクタンスである。
位相角が８１°の場合、参照インピーダンスＺｒｅｆの
実部がｌ、 ５ｍｂａｒ／ Ｉ！ ・ｓとなり得る。こ
こで装置は、０．５β／Ｓの安定した流れの場合におい
て校正された空気ホース（参照ホース）５内に１．５
ｍｂａｒ ／β・Ｓの流れ抵抗を与えていることが分か
−る。校正された空気ホース５を使用すると、患者が実
質的に妨害無く呼吸することが可能となる。８．Ｍｔｆ
！のホース体積は無視できる量だけプツトスペースを増
加する。
実部がｌ、 ５ｍｂａｒ／ Ｉ！ ・ｓとなり得る。こ
こで装置は、０．５β／Ｓの安定した流れの場合におい
て校正された空気ホース（参照ホース）５内に１．５
ｍｂａｒ ／β・Ｓの流れ抵抗を与えていることが分か
−る。校正された空気ホース５を使用すると、患者が実
質的に妨害無く呼吸することが可能となる。８．Ｍｔｆ
！のホース体積は無視できる量だけプツトスペースを増
加する。
患者口内において、振動流量は交替圧力を発生する。測
定ホース７を介して圧力検出器９即ちマイクロホンがこ
の圧力に応答する。このマイクロホン信号を１１、整流
、平滑することによってアナログ信号が発生される。
定ホース７を介して圧力検出器９即ちマイクロホンがこ
の圧力に応答する。このマイクロホン信号を１１、整流
、平滑することによってアナログ信号が発生される。
インピーダンスの全て、即ち、空気通路インピーダンス
Ｚａｗ及び参照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び全インピ
ーダンスＺ ｇｅｓは複素量、即ち、数学で言うところ
の実部と虚部とを有する複素数である。
Ｚａｗ及び参照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び全インピ
ーダンスＺ ｇｅｓは複素量、即ち、数学で言うところ
の実部と虚部とを有する複素数である。
抵抗の振動的決定のための第１図に示される構成は、ア
ナログＡＣ回路とみることができる。この回路において
、誘導的参照抵抗Ｚ ｒｅｆと空気抵抗Ｚａｗの二つの
抵抗は並列接続されている（第２図参照）。電気と空気
の対応が以下の表に示されている。
ナログＡＣ回路とみることができる。この回路において
、誘導的参照抵抗Ｚ ｒｅｆと空気抵抗Ｚａｗの二つの
抵抗は並列接続されている（第２図参照）。電気と空気
の対応が以下の表に示されている。
電 気 空気系
電荷Ｑ 体積Ｖ
；圧Ｕ 圧力Ｐ
電流Ｉ ＝ｄＱ／ｄｔ 流量ｄＶ／ｄｔ容量
Ｃ＝ｄＱ／ｄｕ 容量Ｃ＝ｄＶ／ｄｐ並列接
続されたＡＣ抵抗即ちインピーダンスに対しても、ＤＣ
抵抗に対するのと同じ法則、即ちキルヒホッフの第２法
則が適用できる。
Ｃ＝ｄＱ／ｄｕ 容量Ｃ＝ｄＶ／ｄｐ並列接
続されたＡＣ抵抗即ちインピーダンスに対しても、ＤＣ
抵抗に対するのと同じ法則、即ちキルヒホッフの第２法
則が適用できる。
１／Ｚｇｅｓ ＝ １／Ｚｒｅｆ ＋ １／Ｚａｗ
（１）全インピーダンスＺ ｇｅｓは従って参照インピ
ーダンスＺｒｅｆ及び空気通路抵抗Ｚａｗによって決定
される。参照インピーダンスＺ ｒｅｆは校正された空
気ホース５に依存する。全インピーダンスＺ ｇｅｓは
、ｃｌＶ／ｄｔが一定なので圧力検出器９によって測定
することができる。従って、上式を使用して、所定の参
照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び測定された全インピー
ダンスＺ ｇｅｓから空気通路インピーダンスＺａｗを
得ることができる。これは上式を使用して本発明に従っ
て計算ユニットで達成される。
（１）全インピーダンスＺ ｇｅｓは従って参照インピ
ーダンスＺｒｅｆ及び空気通路抵抗Ｚａｗによって決定
される。参照インピーダンスＺ ｒｅｆは校正された空
気ホース５に依存する。全インピーダンスＺ ｇｅｓは
、ｃｌＶ／ｄｔが一定なので圧力検出器９によって測定
することができる。従って、上式を使用して、所定の参
照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び測定された全インピー
ダンスＺ ｇｅｓから空気通路インピーダンスＺａｗを
得ることができる。これは上式を使用して本発明に従っ
て計算ユニットで達成される。
インピーダンスの全て（Ｚｇｅｓ 、 Ｚｒｅｆ 、
Ｚａｗ）は複素量、数学で言うところの複素数であるこ
とが理解されるべきである。
Ｚａｗ）は複素量、数学で言うところの複素数であるこ
とが理解されるべきである。
全インピーダンスＺ ｇｅｓは次の式によって与えられ
る。
る。
Ｚｇｅｓ ＝ｄｐ／（ｄｖ／ｄｔ）
これは上式（１）から、
Ｚａｗ＝（Ｚｒｅｆ −ｄｐ） ／ （（ｄＶ／ｄｔ
） ・Ｚｒｅｆ−ｄｐ） （２）ここで、全ての値が同
様に複素量であり、即ち特に患者の口内の交替圧力ｄｐ
及び一定流量ｄｖ／ｄｔがそうである。式（２）は以下
の様に変形できる。
） ・Ｚｒｅｆ−ｄｐ） （２）ここで、全ての値が同
様に複素量であり、即ち特に患者の口内の交替圧力ｄｐ
及び一定流量ｄｖ／ｄｔがそうである。式（２）は以下
の様に変形できる。
Ｚ ａｗ＝１ ／ （（ｄＶ／ｄｔ） ／ｄｐ−１／
Ｚ ｒｅｆ） （３）ここで、Ｚ ｒｅ
ｆは誘導的参照抵抗であり、ｄＶ／ｃｌｔは単位時間当
たりのダイヤフラムポンプ１の変位であり、それぞれ既
知である。ｄｐは圧力検出器９、即ちマイクロホンによ
って容易に測定することができる。従って、測定された
振動圧力ｄｐに単に基づくことにより、（複素）空気通
路抵抗Ｚａｗの値を決定することが出来る。式（３）は
同様に複素量のみを含んでいる。
Ｚ ｒｅｆ） （３）ここで、Ｚ ｒｅ
ｆは誘導的参照抵抗であり、ｄＶ／ｃｌｔは単位時間当
たりのダイヤフラムポンプ１の変位であり、それぞれ既
知である。ｄｐは圧力検出器９、即ちマイクロホンによ
って容易に測定することができる。従って、測定された
振動圧力ｄｐに単に基づくことにより、（複素）空気通
路抵抗Ｚａｗの値を決定することが出来る。式（３）は
同様に複素量のみを含んでいる。
振動抵抗測定だめの第２図に於けるアナログ等価回路に
於ける個々の抵抗（個々のインピーダンス） Ｚｒｅｆ
及びＺａｗ更に全抵抗（全インピーダンス） Ｚｇｅｓ
はインピーダンスという意味で複素量であるので、これ
らはｄｐ及びｄｖ／ｄｔ間の位相シフトによって特徴づ
けられる。第１図に示された公知の装置によって、系全
体（校正された空気ホース５及び患者３の呼吸器官）の
ｄｖ／ｄｔとｄｐとの間の位相差を決定することが出来
る。
於ける個々の抵抗（個々のインピーダンス） Ｚｒｅｆ
及びＺａｗ更に全抵抗（全インピーダンス） Ｚｇｅｓ
はインピーダンスという意味で複素量であるので、これ
らはｄｐ及びｄｖ／ｄｔ間の位相シフトによって特徴づ
けられる。第１図に示された公知の装置によって、系全
体（校正された空気ホース５及び患者３の呼吸器官）の
ｄｖ／ｄｔとｄｐとの間の位相差を決定することが出来
る。
この目的のために、ポンプ１の回転部分に応答する光電
検出器が設けられ、ポンプの回転及び従ってｄｖ／ｄｔ
の位相を検出するようにされる。位相測定部材１０を使
用することにより、（検出器９によって）測定された交
替圧力ｄｐに関係する位相差を決定し、信号Ｘとして供
給することが可能である。信号ｙは全システム（校正さ
れた空気ホース５及び患者３の呼吸器官）のインピーダ
ンスＺ ｇｅｓのレベルの形態で供給される。
検出器が設けられ、ポンプの回転及び従ってｄｖ／ｄｔ
の位相を検出するようにされる。位相測定部材１０を使
用することにより、（検出器９によって）測定された交
替圧力ｄｐに関係する位相差を決定し、信号Ｘとして供
給することが可能である。信号ｙは全システム（校正さ
れた空気ホース５及び患者３の呼吸器官）のインピーダ
ンスＺ ｇｅｓのレベルの形態で供給される。
本発明に従う計算装置は参照インピーダンスＺｒｅｆ及
び全インピーダンスＺ ｇｅｓから空気通路インピーダ
ンスＺａｗを以下の式を使って計算するのに特に好まし
い。
び全インピーダンスＺ ｇｅｓから空気通路インピーダ
ンスＺａｗを以下の式を使って計算するのに特に好まし
い。
Ｚａｗ＝（Ｚｇｅｓ −Ｚｒｅｆ ）／（Ｚｒｅｆ −
Ｚｇｅｓ） （４）式（４）はＺａｗに関して式（１
）の変形よって導かれる。
Ｚｇｅｓ） （４）式（４）はＺａｗに関して式（１
）の変形よって導かれる。
式（４）にＺｇｅｓ ＝ ｄｐ／（ｄｖ／ｄｔ）を挿入
すると、上式（２）が導かれる。式（２）がＺｒｅｆ−
ｄｐを消去すると簡単になり、式（２）に帰結する。全
インピーダンスＺｇｅｓ 、空気インピーダンスＺａｗ
及び参照インピーダンスＺ ｒｅｆは、流量ｄｖ／ｄｔ
と交替圧力ｄｐとの間の位相角によって特徴づけられ
る。ｆが空気通路の位相角を表し、Φが全インピーダン
スの位相角を表し、εが参照インピーダンスの位相角で
あるとすると、式（３）以下の様に複素形態で書き直す
ことが出来る。
すると、上式（２）が導かれる。式（２）がＺｒｅｆ−
ｄｐを消去すると簡単になり、式（２）に帰結する。全
インピーダンスＺｇｅｓ 、空気インピーダンスＺａｗ
及び参照インピーダンスＺ ｒｅｆは、流量ｄｖ／ｄｔ
と交替圧力ｄｐとの間の位相角によって特徴づけられ
る。ｆが空気通路の位相角を表し、Φが全インピーダン
スの位相角を表し、εが参照インピーダンスの位相角で
あるとすると、式（３）以下の様に複素形態で書き直す
ことが出来る。
・・・・・・（５）
複素数の演算の法則を適用すると、これから実数の空気
抵抗Ｒａｗ及び空気通路インピーダンスの虚部に対応す
る位相角ｆを導くことが出来る。類推によって測定され
た全インピーダンスＺ ｇｅｓ及び全位相角Φをデジタ
ル化し、これを計算装置に連続して送るＡ ／ Ｄ変換
器を用いるのが好ましい。
抵抗Ｒａｗ及び空気通路インピーダンスの虚部に対応す
る位相角ｆを導くことが出来る。類推によって測定され
た全インピーダンスＺ ｇｅｓ及び全位相角Φをデジタ
ル化し、これを計算装置に連続して送るＡ ／ Ｄ変換
器を用いるのが好ましい。
空気通路インピーダンス２、実数空気通路抵抗及び呼吸
器官の位相角を導くために、デジタル形態の参照インピ
ーダンスＺ ｒｅｆ及び参照インピーダンスεの位相角
を計算ユニットに供給することが必要である。これは、
参照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び参照インピーダンス
位相角εが予め決められており、従って既知であるので
いかなる困難も有さない。この場合の計算ユニットは、
デジタル化された信号を、好ましくは複素数の演算法則
を用いて前記式の一つの従って処理するマイクロプロセ
ッサを含むことが好ましい。
器官の位相角を導くために、デジタル形態の参照インピ
ーダンスＺ ｒｅｆ及び参照インピーダンスεの位相角
を計算ユニットに供給することが必要である。これは、
参照インピーダンスＺ ｒｅｆ及び参照インピーダンス
位相角εが予め決められており、従って既知であるので
いかなる困難も有さない。この場合の計算ユニットは、
デジタル化された信号を、好ましくは複素数の演算法則
を用いて前記式の一つの従って処理するマイクロプロセ
ッサを含むことが好ましい。
このコンピュータユニットは、複素空気抵抗Ｚａｗから
実数の空気抵抗Ｚａｗ及び呼吸器官の位相角ｆを計算す
るように構成されている。実数呼吸器官抵抗Ｒａｗは複
素数空気通路Ｚａｗの実部である。
実数の空気抵抗Ｚａｗ及び呼吸器官の位相角ｆを計算す
るように構成されている。実数呼吸器官抵抗Ｒａｗは複
素数空気通路Ｚａｗの実部である。
呼吸器官の位相角は複素空気抵抗Ｚａｗの位相角である
。
。
計算ユニットによって計算される値に対する表示装置及
び／又は計算ユニットによって得られる値をプリント出
力するプリンタ及び／又は計算ユニットによって計算さ
れた値の記録装置があることが好ましい。
び／又は計算ユニットによって得られる値をプリント出
力するプリンタ及び／又は計算ユニットによって計算さ
れた値の記録装置があることが好ましい。
記録装置としては、特にオシログラフ又、はプロッタの
形態がある。更に、記録装置としては、計算ユニットに
よって計算された値を連続的に記録し又表示するものが
好ましい。
形態がある。更に、記録装置としては、計算ユニットに
よって計算された値を連続的に記録し又表示するものが
好ましい。
計算装置としては、所与の周波数を有する上で挙げられ
た空気通路Ｚａｗ又は他の値を連続的に計算するものが
好ましい。計算装置としては、従って入力データを連続
的に受は入れて出力値を連続的に計算するもるが好まし
い。更に、計算装置は好ましくはデータ数の所与の数か
ら平均値を導くことが好ましい。
た空気通路Ｚａｗ又は他の値を連続的に計算するものが
好ましい。計算装置としては、従って入力データを連続
的に受は入れて出力値を連続的に計算するもるが好まし
い。更に、計算装置は好ましくはデータ数の所与の数か
ら平均値を導くことが好ましい。
本発明に従う装置は種々の利点を有している。
特に、本装置は公知の装置よりも正確である。全インピ
−ダンスＺｇｅｓ 、実数空気通路抵抗Ｒａｗ及び空気
通路位相角ｆ、これらは測定量であり、時間に関して一
定であることが認められるべきであるが、実際は全イン
ピーダンス２ ｇｅｓに関して患者の全てが時間変動を
生じている。一般に、全インピーダンスＺ ｇｅｓは呼
吸に同期して変動する。
−ダンスＺｇｅｓ 、実数空気通路抵抗Ｒａｗ及び空気
通路位相角ｆ、これらは測定量であり、時間に関して一
定であることが認められるべきであるが、実際は全イン
ピーダンス２ ｇｅｓに関して患者の全てが時間変動を
生じている。一般に、全インピーダンスＺ ｇｅｓは呼
吸に同期して変動する。
従って、平均をとることに利点がある。この平均の操作
は簡単、高速、正確であり、本発明に従う装置で反復す
ることができる。測定され計算された値から正確な平均
値を計算することが可能である。
は簡単、高速、正確であり、本発明に従う装置で反復す
ることができる。測定され計算された値から正確な平均
値を計算することが可能である。
更に、所与の周波数で反復される連続計算は、例えばオ
シログラフ、ブロック等を使用して連続記録することが
できる。これは集中医療、麻酔監視、薬剤の効果の検査
、アレルギー試験において特に望ましく又必要とされる
。
シログラフ、ブロック等を使用して連続記録することが
できる。これは集中医療、麻酔監視、薬剤の効果の検査
、アレルギー試験において特に望ましく又必要とされる
。
別の利点は患者に何らの協力を必要としないことである
。患者は不自由に成らず、本装置は患者が無意識な場合
にも使用できる。
。患者は不自由に成らず、本装置は患者が無意識な場合
にも使用できる。
第１図は、請求項（１）の前段部分に記述された振動抵
抗決定法を使用する、即ちシーメンス社の“Ｓｉｒｅｇ
ｎｏｓｔ ＦＤ５”を使用する患者の空気通路抵抗を決
定するための公知の装置の説明図、第２図は、本発明に
従う装置の等側糸の図。 １・・・・・・ダイアフラムポンプ、 ２・・・・・・マウスピース、 ３・・・・・・患者、 ４・・・・・・接続ホー
ス、５・・・・・・校正された空気ホース、６・・・・
・・周囲、 ７・・・・・・測定ホース、８・・
・・・・本装置、 ９・・・・・・圧力検出器、１０
・・・・・・位相測定部分。 図面の浄書（内容に変更なし） Ｆｉｇ、２ 特許庁長官 吉゛１）文 毅 殿 １、事件の表示 平成１年特許願第３２３６５２号 ２、発明の名称 振動法を使用して空気通路抵抗を 決定する改良された装置 ３、補正をする者 事件との関係
抗決定法を使用する、即ちシーメンス社の“Ｓｉｒｅｇ
ｎｏｓｔ ＦＤ５”を使用する患者の空気通路抵抗を決
定するための公知の装置の説明図、第２図は、本発明に
従う装置の等側糸の図。 １・・・・・・ダイアフラムポンプ、 ２・・・・・・マウスピース、 ３・・・・・・患者、 ４・・・・・・接続ホー
ス、５・・・・・・校正された空気ホース、６・・・・
・・周囲、 ７・・・・・・測定ホース、８・・
・・・・本装置、 ９・・・・・・圧力検出器、１０
・・・・・・位相測定部分。 図面の浄書（内容に変更なし） Ｆｉｇ、２ 特許庁長官 吉゛１）文 毅 殿 １、事件の表示 平成１年特許願第３２３６５２号 ２、発明の名称 振動法を使用して空気通路抵抗を 決定する改良された装置 ３、補正をする者 事件との関係
Claims (9)
- （１）振動抵抗決定法を使用する患者の空気通路抵抗を
決定する装置であり、 好ましくはバルブレスダイアフラムポンプの形態を有す
る、所与の振幅及び周波数の振動を発生するポンプ、 患者用空気ホースマウスピース、 前記ポンプから前記マウスピースまで延びる接続ホース
、 前記マウスピースから周囲にまで延びる所定の参照イン
ピーダンスを有する校正された空気ホース、 前記マウスピースから前記装置まで延びる測定ホース、 好ましくはマイクロホンの形態を有し、前記測定ホース
内の空気圧を測定し、好ましくはアナログ電圧の形態で
、前記校正された空気ホースの参照インピーダンス及び
患者の空気通路インピーダンスからなる全インピーダン
スの測定値として空気圧信号を発生する圧力検出器、及
び 系全体の流量位相と口内の交替圧力位相間の位相差を測
定し、且つ好ましくはアナログ電圧信号の形態で位相差
信号を発生する位相測定部分から成る装置において、 前記参照インピーダンス及び前記全インピーダンスから
前記空気通路インピーダンスを計算する計算ユニットを
有することを特徴とする装置。 - （２）前記計算ユニットは、前記参照インピーダンス及
び前記全インピーダンスから前記空気通路インピーダン
スを以下の式 Ｚａｗ＝（Ｚｇｅｓ・Ｚｒｅｆ）／（Ｚｒｅｆ−Ｚｇｅ
ｓ）から計算することを特徴とする請求項（１）記載の
装置。 - （３）前記計算ユニットは、前記参照インピーダンス及
び前記全インピーダンスから前記空気通路インピーダン
スを以下の式 Ｚａｗ＝１／（ｄｖ／ｄｔ）／（ｄｐ−１／Ｚｒｅｆ）
（ここで、ｄｖ／ｄｔはポンプの時間平均流量である）
から計算することを特徴とする請求項（１）記載の装置
。 - （４）アナログ手法により測定された全インピーダンス
及び前記全インピーダンスの位相差ｆをデジタル化し、
このデジタル化信号を前記計算ユニットに供給するＡ／
Ｄ変換器を有することを特徴とする前記請求項何れか一
項記載の装置。 - （５）前記計算ユニットがマイクロコンピュータから成
ることを特徴とする請求項（４）記載の装置。 - （６）前記計算ユニットが、複素全インピーダンス及び
全位相角から実数空気通路抵抗を計算することを特徴と
する前記請求項何れか一項記載の装置。 - （７）前記計算ユニットが、前記複素全インピーダンス
及び系全体の位相角から呼吸器官の位相角を計算するこ
とを特徴とする前記請求項何れか一項記載の装置。 - （８）前記計算ユニットによって計算された値を表示す
る表示装置、及び／又は前記計算ユニットによって計算
された値のプリンタ、及び又は好ましくは連続手法によ
って前記計算ユニットによって計算された値を記録する
、特にオシログラフ又はプロッタの形態を有する記録装
置を有することを特徴とする前記請求項何れか一項記載
の装置。 - （９）前記計算ユニットが或る数の計算値から平均値を
計算することを特徴とする前記請求項何れか一項記載の
装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE3841932 | 1988-12-13 | ||
| DE3841932.7 | 1988-12-13 | ||
| DE19893903857 DE3903857A1 (de) | 1988-12-13 | 1989-02-09 | Verbesserte bestimmung des atemwegswiderstandes nach der oszillationsmethode |
| DE3903857.2 | 1989-02-09 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02271835A true JPH02271835A (ja) | 1990-11-06 |
Family
ID=25875092
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1323652A Pending JPH02271835A (ja) | 1988-12-13 | 1989-12-13 | 振動法を使用して空気通路抵抗を決定する改良された装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0373585A1 (ja) |
| JP (1) | JPH02271835A (ja) |
| DE (1) | DE3903857A1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008541957A (ja) * | 2005-06-10 | 2008-11-27 | テレソン インスティテュート フォー チャイルド ヘルス リサーチ | 呼吸器系の音響インピーダンスを測定する方法、呼吸器疾患若しくは呼吸器障害を診断する方法、及びその治療をモニタリングする方法 |
| JP2010501291A (ja) * | 2006-08-30 | 2010-01-21 | レスメド・リミテッド | 複素アドミッタンス値による、呼吸気道の閉塞性および開放性無呼吸の識別 |
| JP2014531256A (ja) * | 2011-09-21 | 2014-11-27 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 上気道抵抗測定デバイス |
| JP2022511407A (ja) * | 2018-11-09 | 2022-01-31 | ソラシス ソラシック メディカル システムズ インコーポレイテッド | 動的較正を用いるモジュール式振動測定デバイス |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4326374C2 (de) * | 1993-08-05 | 2003-12-24 | Viasys Healthcare Gmbh | Referenzimpedanz |
| FI954092L (fi) * | 1994-09-08 | 1996-03-09 | Weinmann G Geraete Med | Menetelmä hengityslaitteen ohjaamiseksi uniapnean hoidossa |
| DE10014427A1 (de) | 2000-03-24 | 2001-10-04 | Weinmann G Geraete Med | Verfahren zur Steuerung eines Beatmungsgerätes sowie Vorrichtung zur Überwachung |
| ITMI20021273A1 (it) * | 2002-06-11 | 2003-12-11 | Milano Politecnico | Sistema e metodo per la rilevazione automatica della limitazione del flusso espiratorio |
| US8128575B2 (en) | 2002-06-11 | 2012-03-06 | Politecnico Di Milano | System and method for the automatic detection of the expiratory flow limitation |
| DE102004008057A1 (de) * | 2004-02-14 | 2005-09-01 | Ganshorn, Peter, Dipl.-Ing. (FH) | Gerät zur oszillometrischen Analyse der Atemwegimpedanz |
| DE102006011900A1 (de) * | 2006-03-15 | 2007-09-20 | Viasys Healthcare Gmbh | IOS-Messplatz und IOS-Messverfahren |
| CN103429290B (zh) * | 2011-03-21 | 2016-03-02 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于处置睡眠呼吸暂停的系统和方法 |
| DE102017005629A1 (de) | 2016-06-16 | 2017-12-21 | Löwenstein Medical Technology S.A. | Beatmungsgerät zur APAP-Beatmung |
| CN108742630B (zh) * | 2018-07-05 | 2023-07-25 | 河北工业大学 | 一种呼气纳米传感健康预警系统及实现方法 |
| WO2021108822A1 (de) * | 2019-12-02 | 2021-06-10 | Lung-Diagnostics Gmbh | Lungentestvorrichtung |
| CN116831558B (zh) * | 2023-06-30 | 2024-03-29 | 浙江柯洛德健康科技有限公司 | 一种基于强迫振荡的呼吸阻抗计算方法及计算装置 |
| CN120884277B (zh) * | 2025-10-09 | 2025-11-28 | 中国科学院合肥物质科学研究院 | 一种基于呼吸阻抗模型的呼吸功率检测方法与系统 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4031885A (en) * | 1975-10-15 | 1977-06-28 | Puritan-Bennett Corporation | Method and apparatus for determining patient lung pressure, compliance and resistance |
| DE2631470C3 (de) * | 1976-07-13 | 1979-01-25 | Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen | Gerät zum Bestimmen des Atemwegwiderstandes |
| DE2714216C2 (de) * | 1977-03-30 | 1978-12-07 | Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen | Vorrichtung zum Bestimmen der Atemwegimpedanz |
| DE3521633A1 (de) * | 1985-06-15 | 1986-12-18 | Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg | Schaltungsanordnung zur ermittlung des kleinsignal-innenwiderstandes einer nichtlinearen impulssignalquelle |
-
1989
- 1989-02-09 DE DE19893903857 patent/DE3903857A1/de not_active Withdrawn
- 1989-12-12 EP EP89122907A patent/EP0373585A1/de not_active Withdrawn
- 1989-12-13 JP JP1323652A patent/JPH02271835A/ja active Pending
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008541957A (ja) * | 2005-06-10 | 2008-11-27 | テレソン インスティテュート フォー チャイルド ヘルス リサーチ | 呼吸器系の音響インピーダンスを測定する方法、呼吸器疾患若しくは呼吸器障害を診断する方法、及びその治療をモニタリングする方法 |
| JP2010501291A (ja) * | 2006-08-30 | 2010-01-21 | レスメド・リミテッド | 複素アドミッタンス値による、呼吸気道の閉塞性および開放性無呼吸の識別 |
| JP2012086025A (ja) * | 2006-08-30 | 2012-05-10 | Resmed Ltd | 複素アドミッタンス値による、呼吸気道の閉塞性および開放性無呼吸の識別 |
| US9028423B2 (en) | 2006-08-30 | 2015-05-12 | Resmed Limited | Distinguishing closed and open respiratory airway apneas by complex admittance values |
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| US9597012B2 (en) | 2006-08-30 | 2017-03-21 | Resmed Limited | Distinguishing closed and open respiratory airway apneas by complex admittance values |
| US9782121B2 (en) | 2006-08-30 | 2017-10-10 | Resmed Limited | Distinguishing closed and open respiratory airway apneas by complex admittance values |
| US10918329B2 (en) | 2006-08-30 | 2021-02-16 | ResMed Pty Ltd | Distinguishing closed and open respiratory airway apneas by complex admittance values |
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| JP2022511407A (ja) * | 2018-11-09 | 2022-01-31 | ソラシス ソラシック メディカル システムズ インコーポレイテッド | 動的較正を用いるモジュール式振動測定デバイス |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0373585A1 (de) | 1990-06-20 |
| DE3903857A1 (de) | 1990-06-21 |
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