JPH0428350A - 個人用の肺活量計 - Google Patents

個人用の肺活量計

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JPH0428350A
JPH0428350A JP2408252A JP40825290A JPH0428350A JP H0428350 A JPH0428350 A JP H0428350A JP 2408252 A JP2408252 A JP 2408252A JP 40825290 A JP40825290 A JP 40825290A JP H0428350 A JPH0428350 A JP H0428350A
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spirometer
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Frederick A Ebeling
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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。

Description

【発明の詳細な説明】
（０００月
【産業上の利用分野］ この発明は、人が息を吐き出す空気の体積と流量を自動
的に測定する装置、特にポケットに入れて容易に持ち運
べるため、人が使用するのに最も便利で、最も邪魔にな
らないほど小さい個人用の肺活量計に関する。 ［０００２］ 【従来の技術】 肺活量計は、人が息を吐き出す空気の体積と流量を測定
するために使用する装置である。これ等の測定は、一般
的な生理学てきな研究や、特定な患者の診断解析に対し
て重要である。例えば、肺ないしは喘息の病を持つ患者
を治療するのに使用される種々の薬剤の効果は、投薬の
前後に規則正しい間隔で吐き出す空気の体積と流量を監
視して最も正しく解析できる。 ［０００３］ 一般に、肺活量計は二つの手段の一方によって測定を行
う。一方のタイプは、対象物からベローズまたは他の容
器に排出された体積を集め、その移動量が排出された空
気の体積に対応している。これ等の装置は充分な空気を
集める体積にする自然長するので、°簡単には携帯でき
ない。第二のタイプは流量測定装置によって空気の流量
を測定する。吐き出された体積は、空気の流量をある期
間にわたって積分して測定される。 ［０００４］ 現在のところ、肺活量計は通常診療所や実、験室で見ら
れるがなり大型で、高価な装置である。その操作には、
熟練した技術者が必要である。更に、このような装置は
どれも複雑なため、ポケットに入れて持ち運ぶ程充分小
さくできない。例えば、フライシュ・ニューモタッチ（
Ｆｌｅｉｓｃｈ　Ｐｎｅｕｍｏｔａｃｈ）のようなニュ
ーモタッチ（ｐｎｅｕｍｏｔａｃｈｓ）として知れてい
て、市場で入手できる幾つかの装置がある。 これ等の装置は、抵抗部材を通過する薄層状の空気の流
れに依存している。このような装置には、空気の高速流
でも流れを薄層状に維持することを保証する補助手段が
必要である。従って、この種の装置は必然的に複雑で、
がなり大きい。更に、抵抗部材には、しばしば空気通路
に直接用されるスクリーンがある。このスクリーンは不
純物を捉える。そしてこの不純物がスクリーンの役目を
妨げ、装置の動作を変え、しかも不衛生にする。ニュー
モタッチにも圧力測定個所がある。 この測定個所は湿気や不純物によってしばしば塞がれの
で、目的とは反対に測定精度が代わる。 ［０００５］
【発明が解決しようとする課題】
この発明の課題は、吐き出しな空気を正確にしかも瞬間
的に測定するために使用できる装置を提供することにあ
る。 ［０００６］ 他の課題は、人のポケットに入れるのに充分小さくでき
る自給式の装置を提供することにある。 ［０００７］ 他の課題は、対象人物が使用するのに充分小さく、使用
者が特別な注意を払わなくても信頼性のある装置を提供
することにある。 ［０００８］ 更に、他の課題は、データを記録するのに適した装置を
提供することにある。 ［０００９］
【課題を解決するための手段】
上記の課題は、この発明により、ハウジングと、前記ハ
ウジングに連結し、渦を発生させるオリフィス手段を保
有するエヤーチューブと、人が前記エヤーチューブに息
を吹き込んだ時、前記オリフィス手段での差圧を検出す
る圧力検知手段と、前記ハウジングに配設され、前記圧
力検知手段に接続された、前記圧力差に比例するパラメ
ータに対応する電気信号を発生させる回路手段と、前記
ハウジングに配設され、前記回路手段に接続された、前
記パラメータを表示する表示手段とから成る肺活量計に
よって解決されている。 ［００１０１ 更に、上記の課題は、この発明により、第一部分と、こ
の第一部分に装着され空気を吹き込んだ時、渦を発生さ
せるオリフィス手段を備えた貫通穴とを有するエヤーチ
ューブを有するハウジングと、このハウジング中に配設
され、前記オリフィス間の圧力差を検知する圧力検知手
段と、前記ハウジングに配設され、前記圧力検知手段に
連結し、前記空気流を表すパラメータに比例した電気信
号を発生させる回路手段と、前記電気手段を記憶する記
憶手段とから成る携帯用の肺活量計によって解決されて
いる。 ［００１１］ この発明による他の有利な構成は、特許請求の範囲の従
属請求項に記載されている。 ［００１２］
【作用】
この発明により構成された装置には、エヤーチューブに
息を吹き込むと、渦流れが生じるハウジングが装備され
ている。このエヤーチューブはこのチューブの中に吐き
出し空気の流量を測定するの適合している。ハウジング
の中にある圧力変換器は前記吐き出した空気によって生
じる圧力差を検出し、この圧力差を表す電気信号を発生
する。ハウジング内にある信号処理回路は電気信号を処
理し、吐き出した空気の体積と流量を計算し、表示窓に
それ等を表示する。好ましくは、この肺活量計はＦＥＶ
ｌ（１秒に吐き出したリッターでの空気の体積）とＰＥ
ＦＲ（毎秒あたりリッターにした最大吐出流量）として
知られている二つのパラメータを表示する。オプション
として、いくつかの測定結果を後でデータ処理系に送る
記憶器に記録する。 ［００１３］ 予備設定されたしきい値レベルよりはむしろ統計的な方
法を使用して、正しい試験を検出するため、適切なスタ
ートアルゴリズムが使用される。より詳しくはこの装置
は四回連続するサンプルから形成される窓の平均値と偏
差を計算し、測定で順次増加を見出すときに限り、流量
と体積の計算を開始させる。この方法は感度がよく、雑
音に対してかなり抵抗力があることが判っている。 ［００１４］ 更に、この肺活量計には、高価な高分解能Ａ／Ｄ変換器
を使用しなくても感度を高めるエヤーチューブの非線型
特性に利点がある。高および低流量に対して別々の検索
表を用いて、圧力差の例を実際の流量に変換できる。 ［００１５］
【実施例】
以下に、この発明を実施例を示す図面に基づきより詳し
く説明する。 ［００１６］ 添付図を参照すると、この発明により構成された個人用
の肺活量計には、大体正方形の部分１４を有するハウジ
ング１２と、前記部分１４の一端に配設されたエヤーチ
ューブ１６とがある。この肺活量計は、ポケットに入れ
ることができるような寸法と形状にしてある。更に、こ
の肺活量計は後でより詳しく説明するが空気を吐き出す
とき、片手で楽に持つことができるような寸法と形状に
してある。前記部分１４には平坦な表面１８がある。コ
ントロールパネル２０はこの表面１８に埋め込んであり
、スタートボタン２２′　　と液晶表示スクリーン２４
を保有する。エヤーチューブ１６には、人の唇に合うよ
うな寸法にしたリング状のマウスピース２６が一端にあ
る。円筒状の穴２８がエヤーチューブ１６の中を貫通し
ている。この穴２８は、リング状の壁３０のところを除
いて、はぼ一定の直径を有する。このリング状の壁３０
は穴２８の中で鋭い端部のオリフィスを形成している。 ／ＪＸかい二つの開口３２．３４は壁３０の両側に間隔
を保って設置されていて、吐き出した空気の流れにより
エヤーチューブ内の圧力差を測定する部分１４に延びて
いる。 ［００１７］ 図４でより明確に示してあるように、開口３２．３４の
各々にはプラグ１６゜３６′　がある（ただ−個のオリ
フィスしか図４に示してない）。このプラグは穴２８の
連絡個所にフィルター３８を保有している。このフィル
ター３８は多孔質材料で作製してあり、空気を通すが液
体は通さない。このようにして、人が吐き出した空気か
ら唾やその外の物をチューブの中に入れないように制限
し、肺活量計１０の残りの部分を汚さない。更に、フィ
ルター３８は水を通さないので、洗浄および衛生のため
、この肺活量計を水に浸したり、この肺活量計に水を散
布することもできる。フィルター３８を、例えば１０ミ
クロンの穴径で約４０％の多孔度を有する１／１６　”
厚さの疏水性ポリエチレンのような、疏水性フィルター
媒体で作製できる。 ［００１８］ 図５により明確に示すように、プラグは二つのチューブ
４０．４２によって差圧変換器４４に接続されている。 この変換器は例えばモトローラ製のＭＰＸ　２０１０Ｄ
である。 ［００１９］ この変換器４４は一対の出力導線４６に電気信号を出力
する。この信号はチューブ４０と４２との間の差圧に比
例する。この信号は差動増幅器４８によって増幅され、
アナログ・デジタル変換器５０に供給される。この変換
器は増幅器の出力をデジタル信号に変換する。変換出力
はマイクロプロセッサ５２に供給される。このマイクロ
プロセッサ５２はＲＯＭ５４中に収納したアルゴリズム
を使用して、変換器５０からの信号に種々の演算を行い
、表示部２４上に結果（例えば、体積と流量）を表示す
る。ボタン２２′　によって作動するスイッチ２２はマ
イクロプロセッサ５２を介して肺活量計１０の動作を開
始させる。各測定の間に得られた結果は、将来の参考の
ためＲＡＭ５６に収納される。入出力ポート５８も設け
てあり、マイクロプロセッサのプログラムを変更できる
。更に、命令でマイクロプロセッサがＲＡＭ５６に集め
た結果をポート５８を経由してプリンターあるいはデエ
スクトップ電算機に出力するように、このマイクロプロ
セッサをプログラムできる。 ［００２０１ 図５に示す回路を実現するのに有利な回路図力板図６と
図７に示してある。種々の回路要素（例えば抵抗値や容
量値のような）は図中に単に例示目的のために示してあ
り、この発明の範囲をどんな意味でも限定するものでは
ないことに注意すべきである。 ［００２１］ 図６と図７の実施例では、エヤーチューブの空気差圧は
、抵抗ブリッジとして模式的に示す圧力変換器４４によ
って検知される。この変換器の出力は、増幅器６０．６
２．６４と６６から成る増幅器アナログ回路４８によっ
て演算処理される。この回路は、例えばモトローラ製Ｍ
Ｃ３４０７４演算増幅器である。これ等の増幅器はかな
り大きい空気流に対して使用される。小さい空気流に対
しては、別な増幅器６８も使用される。これ等の増幅器
６６．６８の出力は、マルチチャネルＡ／Ｄ変換器５０
に供給される。この変換器は、例えばＲＣＡハリス製の
６８　ＨＣ６８Ａ２である。前記Ａ／Ｄ変換器５０はそ
の出力をマイクロプロセッサ５２に供給する。このマイ
クロプロセッサは、例えばモトローラ製のＭＣ６８ＨＣ
８０４Ｃ４である。必要な計算を行った後、このマイク
ロプロセッサ５２は結果を液晶画面２４に表示する。（
表示画面２４は、簡単のため図に示してない液晶表示駆
動装置も含む）。 ［００２２］ 図６に示すように、この回路も必要な電力をバッテリー
７２がら種々の回路素子に供給する電源７０を有する。 この電源の動作も、マイクロプロセッサ５２までの導線
Ｗ２．Ｗ３によって制御される。特に、増幅器、変換器
およびデジタル・アナログ変換器から成るアナログ部分
は、電力を節約するため（測定が始まって）後に電源が
オンし、（測定が終わって）初めて電源がオフする。表
示画面への電力は別に制御される。この表示は、マイク
ロプロセッサが動作しているとき何時でもオンであると
有利である。 ［００２３］ 更に、肺活量計１０には利用者に音声信号を発する、マ
イクロプロセッサによって制御される警報器８０が装備
されている。 ［００２４］ この発明の他の特徴は、多数の抵抗７４と増幅器７６か
ら成る自動オフセット補償回路が設けである点にある。 抵抗７４は多数の導線７８によってマイクロプロセッサ
５２に接続している。このオフセット補償回路は以下の
ように動作する。肺活量計の動作開始（以下により詳し
く説明する）の間、マイクロプロセッサは圧力変換器の
出力を調べ、この出力が空気の流量に全く無関係である
ことを確認する。この変換器の出力が（例えば、温度ド
リフト、電源７０の出力の変化、増幅器６２，６４，６
６．６８等のオフセット電圧のため）零でなければ、マ
イクロプロセッサ５２は導線７８を介して抵抗７４に補
償信号を送る。抵抗７４と増幅器７６はマイクロプロセ
ッサ５２によって使用されるデジタル・アナログ変換器
を形成するように協働して、ＤＣオフセットを与える。 このＤＣオフセットを増幅器６２が変換器４４の出力に
換算する。初期化の期間、エヤーチューブに空気を吹き
込まなければ、マイクロプロセッサは導線７８の信号を
順次変えて、増幅器７６からのオフセット信号が変換器
４４の誤差信号を補償する。 ［００２５］ 動作 利用者はこの装置を調節しなり、校正する必要がない。 測定を行うには、利用者はスタートボタン２２′　　を
押す。この動作はユニットを動作させ、自己検査ルーチ
ンを始めさせる。この自己検査の間、液晶表示部（ＬＣ
Ｄ）の全ての部分が動作して、利用者はこのユニットを
確実に動作させることができる。自己検査が完了すると
（約５秒）、表示部はＲＥＡＤＹ表示を除いて消える。 このユニットは能動警報部８０によって警報し、測定準
備に入る。利用者はできる限り多く息を吸い込み、唇を
マウスピース２６に当て、できる限り強く息を吹き込む
。装置は吐き出し開始を検知し、−砂層たりの流量を測
定して、人の測定に対する体積と空気流量（それぞれ、
通常ＦＥＶ１とＰＥＦＲとして知られている）を表示面
２４に表示する。 ［００２６］ パラメータＦＥｖ１とこのパラメータを測定する基準は
、アメリカ胸部協会の政府報告書、アメリカ肺協会の医
療部門（Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｔｈｏｒａｃｉｃ　５ｏｃ
ｉｅｔｙ、　ＭｅｄｉｃａｌＳｅｃｔｉｏｎ　ｏｆ　ｔ
ｈｅ　Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｌｕｎｇ　Ａｓ５ｏｃｉａｔ
ｉｏｎ）の［肺活量計の標準化１１９８７年、呼吸器看
護の現状、１９８７年、第３２巻、第１１号、第１０３
９−１０６０頁に記載されてる。パラメータＰＥＦＲ同
じ報告書のＦＥＦ　　　と同じである。 ａＸ ［００２７］ 表示は４５秒持続し、このユニットはスタートボタン２
２′　　を押して別な測定サイクルを開始させない限り
、自然に止まる。ＲＥＡＤＹ信号の１５秒以内に息を検
知しないなら、このユニットは二回警報を出し、自然に
止まる。 ［００２８］ 測定の原理 狭めたオリフィスを通過して生じる圧力差を測定して、
肺活量計１０は空気の流量を判定する。この圧力差は非
圧縮流体のベルヌーイの式に基づく公知の式による流量
に関連している（例えば、　Ｒ，Ｃ，Ｂｉｎｄｅｒ著、
流体力学、第５版、ＰｒｅｎｔｉｃｅＨａｌｌ　Ｉｎｃ
、　Ｅｎｇｌｅｗｏｏｄ　Ｃ１１ｆｆｓ、　Ｎ、Ｙ、、
第２３６−２３７頁参照）。この装置に使用している鋭
い端部にしたオリフィスの場合、流量はこのオリフィス
の上流の点とオリフィスの下流の点との間で測定された
圧力差の平方根を掛けた（実、倹約に見出す）係数に等
しい。上記係数の値は、主にこの装置の物理設計によっ
て定まり、オリフィスの断面に対する流れチューブの断
面の比、オリフィスの寸法および圧力測定個所の位置を
含む。理想的には、これ等の物理測定パラメータが一定
であれば、圧力差は測定する流体の流量と密度のみ依存
する。しかし、係数の値にレイノルズ数の影響がある。 この影響は係数を流れの大部分にわたって一定として取
り扱うと誤差をもたらす。 ［００２９］ オリフィスによる圧力差は流量の平方根の関数である。 従って、測定すべき最大流量に対して過剰な逆圧をもた
らさなく、しかも低速流量で適切で、測定可能な圧力差
を有するように、オリフィスの寸法を選定する必要があ
る。 ［００３０］ 動作の理論 エヤーチューブ１６には、流量の平方根にほぼ比例する
圧力差を与える（壁３２によって定まる）鋭い端部にし
たオリフィスがある。直径が約５／８”で、チューブ１
６は約７７８″の直径であると有利である。この寸法は
高速と低速での背圧の間に良好な調和をもたらす。チュ
ーブ１６の外径は約１″　長さは約３．５”である。再
び、この寸法は調和をもたらす。つまり、全体の寸法を
ポケットやハンドバックに合わせて充分７Ｊ＞さくして
あるが、余分なマウスピースが不要な程度に大きい。し
かし、テーパーを付けた外形がチューブの入口端部に付
けであるので、必要であれば、使い捨てのマウスピース
（図１で２６′）を付けてもよい。加圧部分はチューブ
の床に揃えて配設された（上に述べた）疏水性のフィル
ター材料の円板で被覆されている。この材料は空気や水
蒸気を自由に通すが、汚れや液体を遮断する。この円板
は１７１６″の硬いプラスチックで作製されていて、簡
単に壊れず、チューブの内部を軽く流水で洗浄できるか
、柔らかい糸屑のない布で拭くことができる。 ［００３１］ 圧力は、内径１／１６　″のパイプ４０．４２を経由し
て固体・圧電抵抗性の差圧変換器４４に伝達される。こ
の変換器には、他の測定に使用する標準的な変換器に比
べて、少ない量のシリコン絶縁性ゲル被膜の隔膜が装備
してある。この被膜は過渡応答を改善し、肺活量計の位
置と動きに対して変換器が弱い点を低減している。差圧
変換器は二つの開口３２．３４の間の圧力差に比例する
出力信号を与える。 ［００３２］ この変換器からの信号を増幅し、図６と図７に示した４
段アナログ増幅器によって濾波する。二つの出力がこの
増幅回路によって形成される。増幅器６６で形成される
第一回路の総合利得は８０８である。増幅器６８で形成
される第二回路の総合利得は２．２３２である。この回
路のオフセット電圧は、上に説明したように、第一出力
端で３００±５０　ｍＶに設定される。 ［００３３］ 二段のフィルター回路（増幅器６４．６６を含む）は、
　１０　Ｈｚの遮断周波数を有する低域伝達関数を備え
たアナログ増幅回路中に装備されている。このアナログ
回路からの第一出力と第二出力は１０ビツトＡ／Ｄ変換
器５０のＣＨＩ、ＣＨ２で印した二つのチャンネルに供
給される。バッテリー７２の電圧に比例する信号はＡ／
Ｄ変換器５０のチャンネルＣＨ２に供給される。 ［００３４］ マイクロプロセッサはこの装置の全ての機能を制御する
。このマイクロプロセッサは表示部、圧力変換器とアナ
ログ回路への電力、およびそれ自体の電力を別々に制御
できる。タイミングパルスは３．５９ＭＨｚのクリスタ
ル５３によって供給される。マイクロプロセッサは圧力
を表すデジタル値を受信し、必要な全ての計算を行い、
液晶表示回路への符号を発生する。 ［００３５］ 液晶表示部はＦＥＶｌと尖頭呼吸流量（ＰＥＦＲ）の測
定値を表示する。この表示部には、バッテリーを交換す
る必要がある場合に表示するＢＡＴＴＥＲＹ表示と、装
置が測定準備にある場合に表示するＲＥＡＤＹ表示も配
設されている。 ［００３６］ 測定順序 ここで、肺活量計の操作手順を図８，９と１０のフロー
チャートに関連して説明する。操作の詳細はこのチャー
トに付したプログラムリストに記載されている。スター
トスイッチを離すと、マイクロプロセッサ５２がリセッ
トされ、プログラムが装填される。このプログラムはり
一トオンリー記憶器（ＲＯＭ）５４に収納される。マイ
クロプロセッサは内部の一貫性を調べる自己試験と初期
化ルーチステップＳ１全実行して始める。マイクロプロ
セッサはＡ／Ｄ変換器５２の入力チャンネルＣＨ２を介
してバッテリーの電圧も測定する。この電圧が正確な測
定を不可能とするような下限以下であると、マイクロプ
ロセッサは中断する。この電圧が低いけれども、動作限
界を越えていない場合には、ＬＣＤのＢＡＴＴＥＲＹ表
示を点灯し、このユニット自体が切れるまで、消えない
。内部チエツクがエラーなしに終わると、マイクロプロ
セッサは表示部の全ての部分を点灯させ、動作していな
い部分があるかどうかを利用者に見させる。次いで、マ
イクロプロセッサはＡ／Ｄ変換器のチャンネルＣＨ１の
入力のサンプリングを開始し、デジタル・アナログ変換
器（Ｉ１０導線７８）のどのビットがターンオンまたは
ターンオフしているかを判定し、チャンネルＣＨＩのオ
フセット電圧を３００±５０　ｍＶに調節する。このシ
ューケンスに約２秒かかる。 ［００３７］ オフセット調節の後、表示部は（電圧が低い場合、ＢＡ
ＴＴＥＲＹ表示以外）消え、アナログ回路が安定化する
。ステップＳ２でのマイクロプロセッサは約１００　Ｈ
ｚの速度でＡ／Ｄ変換器信号の両人力ＣＨＩとＣＨ３の
サンプリングを始め、以下に説明するように、その経過
を収納する。 ［００３８］ ステップＳ２のサブルーチンは図９と図１０に示してあ
る。このユニットは何れも１００　ＨｚでチャンネルＣ
ＨＩとＣＨ４のサンプリングを続ける。このユニットは
連続的にチャンネルＣＨ３からの過去の四つの測定ＸＩ
、Ｘ２．Ｘ３とＸ４の平均値と偏差を計算する（ステッ
プＳ２１，２２と２３）。次いで、このユニットは次の
サンプリング値（Ｘ５）をステップＳ２４．Ｓ２６のこ
の平均値と偏差と比較する。その時の値が平均値より標
準偏差の２倍以上大きい場合、このユニットはスタート
検出ルーチンに分岐する（ステップ２７）。値が平均値
より２ボルト高いと、マイクロプロセッサ５２はチャン
ネルＣＨＩに切り換え（ステップ２８）、読みを始める
（ステップ２９）。その時の値が平均値より低いか、あ
るいは平均値より標準偏差の２倍だけ低いと、この時の
値は平均と偏差の計算で新しい第４番目のサンプリング
となり、ループを続ける（ステップ２２，３０゜３９）
。このループは最大１５秒の間続く。この時（以下に説
明するように）スタートを検出しなければ、このユニッ
トは２回警報を出し、ステップＳ８で自然に止まる。 ［００３９］ その時のサンプリング値がスタート検出ルーチンに分岐
させるほど大きい場合、古い平均値と偏差が保存される
。ステップ３１．３２では、次のサンプリングを調べ、
しきい値レベル１２８以上であるか（ステップ３２）　
あるいは標準偏差の２倍より大きいか否かを確認しくチ
ャンネルＣＨ３の入力の大きさに応じてＣＨ３またはＣ
ＨＩの何れかを使用して）、そして前のサンプリング値
より大きいか否かも確認する（ステップ３３）。これ等
の条件の双方が一致していれば第３のサンプリングを求
め、同じ様に検査する（ステップ３４）（このサンプリ
ング値は第２のサンプリング値より大きい必要がある）
。第２と第３のサンプリングが何れも試験に合わなけれ
ば、新しいサンプリング値を用いて、平均値と偏差が更
新され、プログラムは上のループに戻る（ステップ３５
，３６．３７゜３８．３９）。−列にした３個のサンプ
リング値がしきい値レベル１２８または標準偏差の２倍
を加えた平均値より大きく、各々がその前の値より大き
ければ、スタートが検出される（ステップ４０，４１，
４２．４３）。保存していた平均値を全てのサンプリン
グ値から引き算されるオフセットとして記憶され、３つ
のサンプリング値は流量値に変換され、最初の三つの体
積増分として加算される（ステップ４１）。測定差圧サ
ンプリング値から体積への実際の変換は、ＲＯＭ５４に
収納した二つの検索表を使用して行われる。一方の検索
表は低速チャンネルＣＨ３からのサンプリング値（即ち
、０〜２ボルト）に関連し、第二の検索表は高速チャン
ネルＣＨＩからのサンプリング値（即ち、０〜４ボルト
）に関連している。これ等の検索表の値は実、倹約に判
定される。前に述べたように、流量を測定するのに使用
するオリフィスは非線型応答を有する。つまり、渦流に
よる開口３２．３４間の圧力差が非線型である。この肺
活量計には、この非線型性を圧力差のサンプリング値を
流量による二つの範囲に分割し、各々に対して検索表を
使用する利点がある。利得を切り換えると、マイクロフ
ロセッサは低速流量で広い分解能を有する。このことは
、１０ビツトの分解能で１６ボルト、あるいは１２ビツ
トの分解能で４ボルトの等側線型範囲に等しい。この状
況はオリフィスの非線型特性によって可能になる。マイ
クロプロセッサの記憶容量を確保するため、各可能なＡ
／Ｄ符号に対して一つの値を記憶するよりは、むしろマ
イクロプロセッサが最も近い二つの値の間で補間する。 充分なサンプリング値を記憶すると、補間誤差が少なく
なる。こうして、精度と感度を犠牲にすることなく、判
別力の弱い（低分解を有する）Ａ／Ｄ変換器が使用でき
る。 ［００４０１ スタートが検出され、流量値の値を積分開始すると、こ
のユニットは体積曲線の最大傾斜を調べる（ステップＳ
３）。連続してサンプリングしたいくつかの値から決ま
る傾斜が低く、あるいは負であれば、全部の測定を誤り
スタートとして報告する。７個の流量サンプリング値か
ら正の最大傾斜値が定まり、それが判ると、上に指定し
たアメリカ胸部協会によって設定された基準によるＦＥ
Ｖｌの判定に対する第一第二タイミングを決める逆補間
が行われる（ステップＳ４）。その間、各１０　ｍ５ｅ
ｃチヤンネルＣＨＩとＣＨ３がサンプリングされる（ス
テップＳ５）。ＣＨ３の出力がオフセットの上で２ボル
ト以下であれば、この出力は流れに変換され、加算され
る。ＣＨ３が２ボルト以上であれば、代わりに、チャン
ネルＣＨＩからの入力が使用される。このユニットも最
大流量のサンプリング値を探し、記憶する（ステップ６
）。 ［００４１］ ＦＥＶｌのタイミングが決まっていれば、流量のサンプ
リング値を集め、積分して体積とされる。最大流量値が
記憶されている。このユニットは測定したＦＥＶｌとＰ
ＥＦＲを表示する（ステップＳ７）。そして、このユニ
ットはアナログ回路の電源を切って、バッテリーの寿命
を節約する。表示は４５秒間（あるいは、スター　Ｉ−
ボタン２２′　　を押して別な測定サイクルを開始させ
るまで）継続する。マイクロプロセッサは、４５秒後、
電源を落としくステップＳ８）アイドリングモードにな
る。 ［００４２］ 図６，７および図８．９．１０での説明と上の説明によ
る操作と回路は、基本的な肺活量計に付随している。よ
り進んだモードには、主としてマイクロプロセッサ５２
のプログラムを改良して、付加的な特徴を導入できる。 例えば、ユニットがアイドリングモードに入る前に、測
定を行った時間と日付を示す時間のスタップと日付のス
タップと共に、各々の測定をＲＡＭ５４に収納すること
もできる。次いで、これ等の測定を呼び出し、スイッチ
２２を使用して順次表示面で調べる。人がエヤーチュー
ブ２６に息を吹き込むと、独りでに瞬間的な流量測定値
が表示され、ある目標値に達すると、警報が鳴る。 ［００４３］ 明らかに、特許請求の範囲に規定する範囲から外れるこ
となく、この発明に対して多くの別な改良が可能である
。 ［００４４］
【発明の効果】
この発明による肺活量計で得られる著しい利点は、ａ）
吐き出し空気を正確に、しかも瞬間的に測定できる。 ［００４５］ ｂ）バッテリーで給電される自給式であっても、ポケッ
トやハンドバックで持ち運べる程度に小型で携帯できる
。 ［００４６］ Ｃ）装置が単純であるため、特別な注意が不要である。 ｄ）データ記録にも適している。 である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明による個人用の肺活量計の側面図である。
【図２】 図１の肺活量計の正面図である。
【図３】 図１と図２のエヤーチューブの断面図である。
【図４】 図３のエヤーチューブの端部の側面図である。
【図５】 この発明による肺活量計の構成要素の模式ブロック図を
示す。
【図６】 この発明の好適実施例の基本的な結線分図を示す。
【図７】 この発明の好適実施例の基本的な結線分間を示す。
【図８】 肺活量計のマイクロプロセッサの動作に対するフローチ
ャー
【図９】 肺活量計のマイクロプロセッサの動作に対するフローチ
ャー
【図１０】 肺活量計のマイクロプロセッサの動作に対するフローチ
ャー
【符号の説明】
１０　　個人用の肺活量計 １２　　ハウジング １４　　部分 １６　　エヤーチューブ ２０　　フロントパネル ２２　　スイッチ ２２′　　スタートボタン ２４　　液晶表示部 ２６　　マウスピース ２８　　円筒状の穴 ３２．３４　　　　開口 ３６．３６’　　　プラグ ３８　　フィルター ４０、４２　　　　チューブ ４４　　差圧変換器 ４８　　差動増幅器 ５０　　　Ａ／Ｄ変換器 ５２　　マイクロプロセッサ トの分間を示す。 トの分間を示す。 トの分間を示す。
【書類名】
【国司 図面 ２６′ 【図３１ 【図４】
【図６】
【図８】 系のフローチャー １〜
【図１０】 図９から

Claims (23)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ハウジングと、前記ハウジングに連結し、
    渦を発生させるオリフィス手段を保有するエヤーチュー
    ブと、人が前記エヤーチューブに息を吹き込んだ時、前
    記オリフィス手段での差圧を検出する圧力検知手段と、
    前記ハウジングに配設され、前記圧力検知手段に接続さ
    れた、前記圧力差に比例するパラメータに対応する電気
    信号を発生させる回路手段と、前記ハウジングに配設さ
    れ、前記回路手段に接続された、前記パラメータを表示
    する表示手段とから成る肺活量計。
  2. 【請求項２】更に、前記肺活量計を動作させるため前記
    回路手段に連結するスイッチ手段が装備してある請求項
    １に記載の肺活量計。
  3. 【請求項３】前記圧力検知手段は前記エヤーチューブに
    配設され、前記オリフィス手段から離れた合流穴と、前
    記圧力差に対応する変換器出力を発生させる前記アクセ
    ス穴に連結する変換手段とを備えている請求項１に記載
    の肺活量計。
  4. 【請求項４】前記回路手段は前記変換器出力を増幅して
    増幅信号を発生させる増幅手段と、前記増幅手段に連結
    して前記増幅信号に依存する空気流量パラメータを発生
    させるマイクロプロセッサ手段とを装備している請求項
    ３に記載の肺活量計。
  5. 【請求項５】前記表示手段は前記マイクロプロセッサ手
    段によって駆動される請求項４に記載の肺活量計。
  6. 【請求項６】更に、前記ハウジングに配設され、前記回
    路手段に電力を供給する電源手段も保有する請求項４に
    記載の肺活量計。
  7. 【請求項７】前記電源手段は前記マイクロプロセッサ手
    段によって制御される請求項６に記載の肺活量計。
  8. 【請求項８】第一部分と、この第一部分に装着され、空
    気を吹き込んだ時、渦を発生させるオリフィス手段を備
    えた貫通穴とを有するエヤーチューブを有するハウジン
    グと、このハウジング中に配設され、前記オリフィス間
    の圧力差を検知する圧力検知手段と、前記ハウジングに
    配設され、前記圧力検知手段に連結し、前記空気流を表
    すパラメータに比例した電気信号を発生させる回路手段
    と、前記電気手段を記憶する記憶手段とから成る携帯用
    の肺活量計。
  9. 【請求項９】更に、前記電気信号を表示する表示手段を
    保有する請求項８の肺活量計。
  10. 【請求項１０】前記圧力検知手段には、前記チューブま
    で延び、前記オリフィス手段から間隔を隔てたパイプ手
    段と、前記パイプ手段に連結し、変換器信号を発生させ
    る変換手段とが装備してある請求項８の肺活量計。
  11. 【請求項１１】前記回路手段は前記変換信号を増幅して
    増幅信号を発生させる増幅手段と、前記増幅信号をデジ
    タル信号に変換するアナログ・デジタル変換手段と、前
    記デジタル信号を受信し、前記電気信号を発生させるマ
    イクロプロセッサ手段とを保有する請求項１０の肺活量
    計。
  12. 【請求項１２】前記パイプ手段は空気流に対して非線型
    応答を示し、前記増幅手段はそれぞれ早い空気流と遅い
    空気流に相当する第一増幅信号と第二増幅信号を発生し
    、前記マイクロプロセッサは前記電気信号を発生させる
    ため前記第一および第二増幅信号間で選択する請求項１
    １の肺活量計。
  13. 【請求項１３】更に、前記電気信号を解析する信号処理
    手段を保有する請求項８の肺活量計。
  14. 【請求項１４】前記信号処理手段は連続する電気信号の
    予め選択された順序を監視し、平均信号を発生させ、前
    記マイクロプロセッサ手段は前記電気信号を流量信号に
    変換する請求項１３の肺活量計。
  15. 【請求項１５】前記マイクロプロセッサ手段は試験を雑
    音から分離するため前記平均値を監視している請求項１
    ４の肺活量計。
  16. 【請求項１６】更に、前記パイプ手段と前記チューブ手
    段の間の接合部に配設され、前記空気流から不純物を除
    去するフィルター手段が装備してある請求項９の肺活量
    計。
  17. 【請求項１７】前記フィルター手段は、気体を通すが、
    液体を通さない材料で作製されている請求項１６の肺活
    量計。
  18. 【請求項１８】更に、前記ハウジング中に配設され、前
    記回路手段に電力を供給する電源手段を備え、前記肺活
    量計がアイドリングモードの時、前記回路手段が前記電
    源手段を動作させない請求項８の肺活量計。
  19. 【請求項１９】前記電気回路手段にはアナログ回路手段
    とデジタル回路手段があり、前記電源手段は前記前記肺
    活量計がアイドリングモードでない時、電力を前記アナ
    ログ回路手段に供給する請求項１８の肺活量計。
  20. 【請求項２０】前記電源手段には、肺活量計を自給させ
    るバッテリーを装備している請求項１８の肺活量計。
  21. 【請求項２１】前記エヤーチューブはその中に吹き込ま
    れた空気の流れに依存する非線型特性を有し、前記肺活
    量計は増幅作用のある増幅段手段と、前記増幅段の増幅
    率を設定するマイクロプロセッサ手段とを保有する請求
    項８の肺活量計。
  22. 【請求項２２】前記回路手段は、前記圧力検知手段に連
    結し、変換器出力を発生せる変換器手段と、前記変換器
    出力を増幅して増幅器出力を発生させる増幅手段と、前
    記増幅器出力と協働して前記電気信号を発生させるマイ
    クロプロセッサ手段とを保有する請求項８の肺活量計。
  23. 【請求項２３】更に、前記回路手段の電圧オフセットを
    相殺する電圧オフセット補償回路手段を保有する請求項
    ２２の肺活量計。
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