JPH05111473A - 気体流量測定システム - Google Patents

気体流量測定システム

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JPH05111473A
JPH05111473A JP3137906A JP13790691A JPH05111473A JP H05111473 A JPH05111473 A JP H05111473A JP 3137906 A JP3137906 A JP 3137906A JP 13790691 A JP13790691 A JP 13790691A JP H05111473 A JPH05111473 A JP H05111473A
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Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【目的】異なる程度の呼吸障害を持つ種々の患者に見ら
れるような幅広いダイナミックレンジの呼吸気流に対し
て動作する進歩した流量測定システムを提供する。 【構成】使い捨てマウスピース１０を備えた流量計シス
テムであって、マウスピースを通る呼吸気体流の速度を
測定するために対称的に取り付けられたピトー管と、マ
ウスピースにつながれて幅広いダイナミックレンジに亘
って動作し、圧力読み出し値を心肺特性分析装置に使用
するのに有用な流量情報へ変換するための信号処理回路
網への入力信号を供給する敏感な圧力トランスジューサ
を含む電子モジュールとを含む。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般に、運動中の心肺特
性を評価し、静的試験中の肺機能を評価するための医用
電子装置に関する。更に詳細には、本発明は異なる程度
の呼吸障害を持つ種々の患者に見られるような幅広いダ
イナミックレンジの呼吸気流に対して動作する進歩した
流量測定システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】この数十年に亘って差圧式の気流速度計
が用いられてきた。典型的なそれらの装置は、管状の、
開放端の枠を有し、その管腔（ｌｕｍｅｎ）中に既知値
の流量抵抗要素を挿入されたものである。抵抗要素は一
般に気体の流れの方向を横切るように配置された１枚ま
たは複数枚のスクリーンであるか、または気体の流れの
中に並行に置かれた１群の毛細管である。気体流の条件
のもとで、これは抵抗要素の両端間に圧力差を生じ、そ
の圧力差は、管に沿って並んだ点へ差圧トランスジュー
サを備えた圧力タップをつなぐことによって評価され
る。この型の気流速度計の一例としては、アンダースン
（Ａｎｄｅｒｓｏｎ）等による米国特許第４，４６３，
７６４号、ルドルフ（Ｒｕｄｏｌｐｈ）による米国特許
第３，６２６，７５５号、およびフレイシュ（Ｆｌｅｉ
ｓｃｈ）（Ｐｆｌｕｅｇｅｒｓ Ａｒｃｈｉｖ 第２０
９巻、頁７１３−７２２、１９２５年）、リリー（Ｌｉ
ｌｌｙ）（米国イリノイ州シカゴのＹｅａｒｋｂｏｏｋ
Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒ Ｉｎｃ．発行の雑誌Ｍｅｔｈｏ
ｄｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ第２
巻、頁１１３−１２１、１９５０年）、ピアス（Ｐｅａ
ｒｃｅ）等（Ｊ．Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ：ｒ
ｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ，ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔａｌ
ａｎｄ ｅｘｅｒｃｉｓｅ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ 第
４２巻、頁９６８−９７５、１９７７年）、オズボーン
（Ｏｓｂｏｒｎ）（Ｃｒｉｔｉｃａｌ Ｃａｒｅ第６
巻、第５号、頁３４９−３５１、１９７８年）の発表さ
れた結果に述べられている。
【０００３】これらの型の気流速度計は広く使用されて
はいるが、呼気と吸気の流量を正確に測定することに関
していくつかの問題点を有している。流量と圧力降下と
の間の直線的な関係を保つためには抵抗要素は層流を保
つ必要がある。これらの型の気流速度計において層流を
保つことに失敗すると、予測できない線形関係が発生す
る。これらの抵抗要素は流れに対してバック抵抗（ｂａ
ｃｋ ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ）を発生し、それが特に重
症の呼吸障害患者において測定を乱す。更に、流れに対
するバック抵抗は測定を乱し得る。もし抵抗要素両端間
の圧力変化が実際の流量信号と位相ずれを起こすと、気
体交換測定中の気体分析器と流量信号とに対して位相合
わせを実行している場合は重大な影響を及ぼすため、こ
の気流速度計の周波数応答は重要である。
【０００４】更に、短時間の使用で、スクリーンまたは
毛細管は凝結物および／または唾液に覆われ、それが不
変的に抵抗値を変化させてしまう。凝結を防ぐために気
流速度計を加熱することはいくらか有効であるが、しか
しそれは気流の変化によって抵抗要素が予期されない冷
却を起こすために計算を複雑化する。この装置は濡れる
表面を持っているので、患者毎に交換または洗浄をする
必要がある。抵抗要素の設計は比較的高価な要因を含む
ことになり、それは使い捨ての方向と一致しない。抵抗
要素を洗浄の後に完全に乾かす必要があるため、洗浄は
時間が掛かり、また不便な作業となる。抵抗要素を用い
ない装置は、流量の平方で圧力変化が発生する。多様な
呼吸障害度を持つ患者によって、幅広いダイナミックレ
ンジに亘っての測定が要求される。
【０００５】米国胸郭学会（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｔｈｏ
ｒａｃｉｃ Ｓｏｃｉｅｔｙ）、米国胸部医師大学（Ａ
ｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃｈｅｓｔ
Ｐｈｙｓｉｃｉａｎｓ）、米国国立職業安全健康協会
（Ｔｈｅ ＮａｔｉｏｎａｌＩｎｓｔｉｔｕｔｅ ｆｏ
ｒ Ｏｃｃｕｐａｔｉｏｎ Ｓａｆｅｔｙ ａｎｄＨｅ
ａｌｔｈ）等の各種団体によって推奨されているよう
に、患者からの測定結果は、標準的な環境条件に対し
て、特に完全に飽和した体温および圧力に対して修正さ
れるべきである。従来このことは、呼吸気体は雰囲気の
室温まで冷却すると仮定し、約８％という固定された補
正係数を用いて行われてきた。気体は呼気流量に依存し
て動的に冷却することが広く知られている。大きい流量
で測定された気体は小さい流量の場合よりもより体温に
近くなっている。このことは高流量では低流量の場合よ
りも小さい補正係数を用いるべきであることを意味す
る。この誤差の大きさは５％に達し得る。当業者には実
際の測定温度に基づいて動的な補正を施すことの方が望
ましいことは明らかであろう。
【０００６】ハンス・ルドルフ気流速度計マウスピース
の別の欠点は、それが大きいデッドスペースを含んでい
るため、患者が前に排出した気体サンプルを再吸気する
ことによる不正確さが導入されることである。これもま
た、マウスピースにつながれた任意のＯ2 またはＣＯ2
分析器から得られた読みを乱すことになる。従来技術の
マウスピースの別の欠点は、それが比較的高価なものと
なる傾向があることである。それは濡れる表面、すなわ
ちスクリーンおよび管状容器を備えているため、患者か
ら患者への危険なウイルスの感染の可能性をなくするた
めにそれは使い捨て品として扱われる。高価であること
と使い捨てということは互いに相容れない。
【０００７】当業者には理解されるであろうが、心肺機
能の評価に用いられる呼吸気体分析システムに使用する
場合には、その流量測定システムは広いダイナミックレ
ンジにおいて動作するものでなければ、健康な器官を持
つ患者から障害のある器官を持つ患者まで、また大人か
ら小児および小人にまで広く使用することができない。
【０００８】
【発明の概要】本発明に従えば、簡単なモールド工程に
よって安価に作ることができる特別設計のマウスピース
が得られ、それは一般に管状の、開放端を有する胴体部
と胴体の長さ方向に沿って中間点に設けられた十字形を
なして交差する一体成形リブ（ｒｉｂ）を含み、それら
のリブは各々１対の管腔を含み、それらの管腔は互いに
仕切壁によって分離されているが、交差するリブに対応
する管腔は互いに流動体的につながっている。リブはそ
れぞれそれの対向する側面上に対称的に位置する一連の
小さな開口を含んでいる。付加的な１対の開口が胴体の
厚さ方向を貫通しており、それによって、２つの交差す
るリブの１つの上で分離管腔と交差して、それらの管腔
中へ管状のプローブが挿入されるようになっている。
【０００９】リブを貫通してそれらに対応する管腔中へ
延びるように形成された小さな開口は、呼気および吸気
中にリブの外面の側を呼吸気体が通過する時に、プロー
ブをリブの対になった管腔中の圧力差を測定するための
圧力トランスジューサへつなぐと共に、ピトー管として
機能する。抵抗要素をなくしたことによってバック圧力
と位相遅れとに関連した問題は最小化された。更に、こ
の設計は、使い捨てに適する低価格で経済的に生産する
ことを可能にする。
【００１０】本発明の流量計マウスピースは、典型的に
は例えば２０ml／秒から２０リットル／秒の広いダイナ
ミックレンジの流量で動作する電子モジュールと共に使
用することができるようになっている。この値は１０3
の流量ダイナミックレンジに相当するが、流量は圧力差
の平方根に比例することが知られており、従ってそれは
流量値として得られる測定数値である圧力差に関しては
１０6 のダイナミックレンジを取り扱うことができるは
ずである。
【００１１】上に述べた広範囲の差分的検知は、２つの
別々の作動トランスジューサ、１つは２．５４mm（０．
１インチ）から１，０１６mm（４０インチ）Ｈ2 Ｏの高
レンジ圧力用、第２は０．００１２７mm（０．００００
５インチ）から１２．７mm（０．５インチ）Ｈ2 Ｏの低
レンジ用、を用いることによって達成される。システム
中に用いられるトランスジューサそれ自体は市販されて
いるが、本発明の電子モジュールはそれら２つのトラン
スジューサからの出力を、マウスピースを通る流量を表
す単一の信号に変換する。マウスピースを含むピトー管
からの圧力ラインは、第１の信号処理チャネル中の低圧
トランスジューサと第２の信号処理チャネル中の高圧ト
ランスジューサとへ同時に送られる。これらトランスジ
ューサからの出力はそれぞれ第１の増幅段と自動零点調
整回路とへ与えられ、自動零点調整回路は各チャネル中
の第２段の増幅器へコマンドを送り第１段の増幅器の出
力から装置が零を指示すべき時点に存在する任意のオフ
セット値を取り除く。
【００１２】圧力読み取り値がピトー管の側を通過する
呼吸気体の速度の平方に比例し、流量が第１次近似で速
度に比例するということで、電子モジュールは絶対値お
よび平方根回路を含み、その回路は第２段増幅器からの
出力へつながれており、従って低圧および高圧トランス
ジューサからの各々の圧力読みとり値の零点調整された
値を受け取り、流量に比例した出力を発生する。低圧チ
ャネルに対する第２段増幅器からの出力はまた零点交差
検出器へもつながれており、その検出器はそれへの入力
信号がしきい値電圧に対して正であるか負であるかを示
す論理レベル信号を供給するように構成されている。各
チャネル中の絶対値／平方根回路からの出力は、平方根
段からの出力に対応して正および負の両方の値を与える
と共に平方根回路からの出力に対するバッファとして機
能するフォロワー／インバータへ供給される。これら２
つの値は選択回路へ与えられ、、選択回路は代数符号を
回復するために使用される零点交差検出器の出力に応答
してフォロワー／インバータの一方からの正または負の
出力のどちらを選択すべきかを決定する。
【００１３】本発明の以上の特徴、目的および利点は、
当業者にとって、以下の図面を参照した好適実施例につ
いての詳細な説明から明かとなるであろう。図面におい
ては対応する部品に同じ符号が付されている。
【００１４】
【実施例】図１を参照すると、本発明の流量計システム
の使い捨てマウスピース部分が一般的に符号１０で示さ
れている。それは一般に管状の、開放端胴体またはスリ
ーブ１２を含み、それは望ましくはステンレス鋼のよう
な金属または適当な医用基準の樹脂で形成またはモール
ド加工されている。マウスピースが使い捨てとして取り
扱われ、それの中央区分を通る面に対して一般に対称的
である場合には樹脂が望ましい。図２から、管状要素１
２の壁厚がその対向する末端部１４と１６で最も小さ
く、中間点１８で最も大きくなるようにわずかに傾斜を
もたされており、その傾きまたは傾斜が外側壁面２０と
内側壁面２２の両方に現れていることが分かる。
【００１５】管状胴体１２の中間点１８に相対的に、１
対の中空の管状リブ２４と２６が中央に取り付けられ、
それらがそれらの中間点で交差して十字形を作ってい
る。図５の断面図に示されたように、リブの各々は互い
に中間壁３２で分離された１対の管腔を２８と３０に有
している。リブ２６の管腔２８と３０とは互いに分離さ
れているが、それらはリブ２４の２つの管腔と流動体を
通して個別的につながっている。更に、１対の開口３１
と３３が管１２の側壁を貫通し、それぞれ別々にリブ２
４または２６のうち一方の２つの管腔中へ通っている。
リブは菱形の断面形状を有しており、図４の左側面図に
３４と３６で示し、また図３の右側面図に３８と４０で
示したように、末端部１４と１６に面する対向する稜線
に沿って一連の細かい開口が形成されている。
【００１６】製造時に、胴体または管１２の側壁を通し
て形成されたポート３１と３３は仕切または膜でもって
封止される。使用時には、１対の中空の針プローブ（図
示されていない）が膜を通してリブ２６の別々の管腔２
８と３０中へ挿入される。次に中空の針プローブは適当
な配管によって、後に述べる電子モジュール内に含まれ
る圧力トランスジューサへつながれる。針プローブが膜
を通して挿入される時には、材料が針の外側を緻密に取
り囲んで針とマウスピースとの間に緻密な封止を作り出
す。一旦、膜に穴が開けられると、それはそのマウスピ
ースが使用済みであって捨てるべきであることを目に見
える形で示すことになる。そのマウスピースが以前に使
用されていないことが保証できるのはこの仕切が元のま
まである時だけである。
【００１７】心肺分析を受けている患者の口腔内にマウ
スピースが挿入されると、患者が呼吸する度に呼吸気体
は十字形のリブ構造と、ピトー管として機能する細かい
開口３４、３６、３８、４０との側を通過し、リブ２４
と２６の交差する管腔対を分離する障壁３２両端間に圧
力差を生ずる。当業者によく知られたように、圧力差は
胴体または管１２の中央開口を通るリブを通過して流れ
る流動体（呼吸気体）の速度の平方に比例する。マウス
ピース部品１０が対称的に形成されているので、圧力差
は患者の口腔に対するマウスピースの回転位置に独立で
あることが分かる。すなわち、圧力差の読みはマウスピ
ースが患者の口腔に挿入された時にリブがどの位置にき
ているかに依存して変化しない。
【００１８】図７を参照すると、マウスピース１０が、
針プローブ４２と４４をサンプリングポート３１と３３
へ挿入されたように示されている。針プローブ４２と４
４は適当な管状ライン４６によって低圧チャネルおよび
高圧チャネル中の圧力トランスジューサへつながれてい
る。
【００１９】２つのトランスジューサ５０と５１は０．
００２５４mm（０．０００１インチ）水柱から１，０１
６mm（４０インチ）水柱までの圧力範囲をカバーするよ
うに使用される。低圧トランスジューサ５０は約１２．
７mm（０．５インチ）水柱のフルスケール読みを有し、
また高圧トランスジューサ５１は約１，０１６mm（４０
インチ）水柱のフルスケール読みを有している。これら
トランスジューサの各々の出力は、回路５２および５３
によって適切な利得調節とオフセット補償を施された
後、圧力トランスジューサのどちら側が反対側よりも高
圧であるかに依存して各トランスジューサのフルスケー
ル出力が正または負の１０ボルトに対応するアナログ信
号となっている。すなわち、吸気の間、その人間の口腔
に最も近いマウスピースリブ２４または２６の側に反対
側よりも低い圧力が現れ、また呼気の間はその口腔に最
も近い側が下流側よりも高圧になる。
【００２０】マウスピースリブの両側で圧力差が零の場
合には、トランスジューサの各々の出力は零ボルトのは
ずである。零からの少しのズレが生じたと仮定すると、
それは低圧側では自動零点調整回路５４によって補償さ
れ、また高圧側では対応する回路５５によって補償され
る。自動零点調整回路は、それに対する信号入力が増幅
され、圧力に比例するデジタル値へ変換され、その値が
次にバッファ回路に記憶されるように構成されている。
このバッファ回路の内容は次にアナログ信号形へ再変換
される。このアナログ信号は反転され、適当なレベルま
で減衰されて、それが５６と５７に示されたような加算
増幅器中で元の信号と加算された時に結果が零ボルトに
なるように調節される。自動零点調整回路５４および５
５中のバッファ回路の内容は、２つの針プローブ間に零
の圧力差が存在することが知られている期間に、コマン
ドに基づいて更新される。この状態は、マウスピース２
４と２６の対向する両側間につながれ、同じ“零”コマ
ンドによって開く短絡バルブ５８によって作り出され
る。上に述べたように、また図７に示されたように、圧
力トランスジューサ５０と５１の各々は５４と５５に示
されたように、それ自身の自動零点調整回路を含んでい
る。
【００２１】トランスジューサ５０と５１の一方または
他方からの出力は“交差選択スイッチ”と呼ばれるスイ
ッチ６０を通って次の段へ送られる。スイッチ６０は、
低圧トランスジューサ５０の出力を監視するように構成
された比較器５９によって発せられる信号によって制御
される。そのトランスジューサの出力がいずれかの極性
でほぼフルスケールに近い場合には、比較器５９からの
信号が状態を変化させて、低圧信号の替わりに高圧トラ
ンスジューサ５１からの出力が交差選択スイッチ６０を
通って送られる。比較器５９の出力はまた、後の増幅器
段での利得値の選択にも使用されることを指摘して置
く。
【００２２】低圧トランスジューサからの増幅され零点
調整された出力は、加算増幅器５６の出力において零点
交差検出器６１へもつながれる。この零点交差検出器の
出力は、後の段で信号中に適切な代数符号を回復するた
めに再導入される。交差スイッチ６０によって選ばれた
信号は、入力電圧の絶対値に等しい電圧出力を有するア
ナログ回路６２へ供給される。この信号は、その電圧出
力がそれの入力へ与えられた電圧の平方根に等しくなっ
ている平方根回路６３へ送られる。平方根回路の出力
は、それの利得値が交差選択スイッチ６０の状態を制御
するために用いられるのと同じ信号によって制御される
ようになった可変利得段６４によって増幅される。これ
らの利得は、絶対値および平方根回路６２と６３によっ
て処理される信号を変えるのにちょうど十分な圧力にな
った時に、この利得段６４の出力が断片的につながるよ
うに、調節される。
【００２３】次にこの信号はフォロワー・インバータ段
６５によって処理される。この段の出力は、零点交差検
出器６１の出力に依存して、その段の入力に等しいか、
またはこの段への入力の負の値に等くなっている。フォ
ロワー・インバータ段６５の出力からのこの信号は、そ
れが出力を処理されるトランスジューサが低圧トランス
ジューサ５０であるか高圧トランスジューサ５１である
かに依存して、ミリリットル／秒またはリットル／秒の
単位で測定された流量値として与えられる前に、単位利
得増幅器６６によってバッファリングされる。
【００２４】図７の流量計１０は、流量計１０を通る呼
吸気体通路中へ張り出した温度プローブ６８を見せるた
めに、部分的にはがしてある。温度プローブ６８は望ま
しくは、流量計の壁を通して取り付けられたサーミスタ
と、温度に比例する電圧を発生するための回路へつなぐ
電気リード線７０とを含んでいる。サーミスタ６８は、
例えば約１５０ミリ秒という短い反応時間を有するよう
に十分小さく、温度に敏感な抵抗材料でできたビーズを
含む。
【００２５】図８を参照するとサーミスタ６８は、固定
抵抗７２、７４、７６と固定抵抗７４に並列につながれ
た可変抵抗７８を含むホイーストンブリッジの１辺を構
成している。固定抵抗８２と直列につながれたツェナー
ダイオード８０を含む直流制御電源から固定電位＋Ｖが
取り出される。ブリッジ出力は接合点８４と８６との間
に得られ、直流結合抵抗によって演算増幅器８８の入力
間へ供給される。帰還抵抗９４が演算増幅器８８からの
出力とそれへの反転入力との間につながれている。演算
増幅器８８は、サーミスタ６８の可変抵抗が増幅器全体
の利得を制御し、それによってそれの出力が温度変化に
正比例するようになった可変利得増幅器として構成され
ている。特に、サーミスタ素子によって検知される温度
の増加はその抵抗値の減少となり、それが演算増幅器８
８の出力を増大させる全体的な効果を有するようになっ
ている。同様に、サーミスタ素子６８によって検知され
る温度の低下はそれの抵抗値を増大させ、それが演算増
幅器８８の出力を減少させる。
【００２６】理想気体の法則から、与えられた量の気体
の体積は温度と共に直線的に変化することが知られてい
る。このことは、もし気体の体積または流量を指定すれ
ば、温度もまた指定または仮定しなければならないとい
うことを意味する。測定される気体の温度が一定でない
本発明の場合のような流量測定装置に関しては、気体の
温度を測定して、与えられた状態（例えば“標準温度”
または“体温”）に対して適切な修正が計算できるよう
になっていることが望ましい。また当業者には理解され
るであろうが、ピトー管型の装置に関して、針プローブ
両端管に生ずる圧力は測定される気体の密度に逆比例す
る。気体の密度は温度と共に直線的に変化する。従っ
て、気体の体積または流量を正確に測定するためには問
題の気体の温度を測定することが重要である。
【００２７】図９に示されたように、図７の回路からの
流量情報と、図８の回路からの温度情報とがＡ／Ｄコン
バータ９６へ与えられて、そこにおいて時間多重化方式
で流量情報と温度情報とがデジタル化され、マイクロプ
ロセッサ１００へのバス９８へ送られる。マイクロプロ
セッサ１００は適切にプログラムされて、実時間で、温
度変化に基づく動的な補償が施された呼吸流量に関する
出力を表示端末機１０２またはハードコピープリンタ１
０４へ供給する。従って、図７の回路は、述べられたよ
うにして図１のマウスピースへつながれた場合、比較的
低い範囲と比較的高い範囲の２つの別々の圧力範囲をカ
バーする２つのトランスジューサを一緒に使用して、例
えば０．０１２７mm（０．０００５インチ）から１，０
１６mm（４０インチ）水柱の非常に幅広いダイナミック
レンジを生みだすことを許容し、この範囲で測定された
圧力を、大きさでマウスピースを通る呼吸流量に比例
し、適正な極性によってその流量が呼気によるものか吸
気によるものかを示すアナログ信号へ変換することを許
容する。
【００２８】本発明は、特許法に従うように、また当業
者に対して本発明の新規な原理を適用して必要とされる
特別な部品を構築し、また使用するために必要とされる
情報を提供するように、ここにかなり詳細に説明してき
た。しかし、本発明は、別の特殊な装置によっても実施
でき、本発明それ自体の範囲からはずれることなく装置
と動作手順の詳細に関して各種の修正が可能であること
が理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の流量計のマウスピース部分の外観図。
【図２】図１のマウスピース部分の正面図。
【図３】図１のマウスピース部分の右側面図。
【図４】図１のマウスピース部分の左側面図。
【図５】図４中の線５−５に沿って取った断面図。
【図６】図４中の線６−６に沿って取った断面図。
【図７】本発明の呼吸気体流量計を含む電子モジュール
を、図１のマウスピースと共に示すブロック図。
【図８】呼吸気体流の温度を監視して、流量値の温度補
償を可能にするための信号を供給するために用いられる
回路の模式図。
【図９】呼吸流量情報を計算して表示するためのデジタ
ル回路のブロック図。
【符号の説明】
１０ マウスピース １２ 管状胴体 １４ 末端部 １６ 末端部 １８ 中間点 ２０ 外側壁面 ２２ 内側壁面 ２４ リブ ２６ リブ ２８ 管腔 ３０ 管腔 ３１ 開口 ３２ 中間壁 ３３ 開口 ３４ 細かい開口 ３６ 細かい開口 ３８ 細かい開口 ４０ 細かい開口 ４２ 針プローブ ４４ 針プローブ ４６ 管状ライン ５０ トランスジューサ ５１ トランスジューサ ５２ 利得調節およびオフセット補償回路 ５３ 利得調節およびオフセット補償回路 ５４ 自動零点調整回路 ５５ 自動零点調整回路 ５６ 加算増幅器 ５７ 加算増幅器 ５８ 短絡バルブ ５９ 比較器 ６０ 交差選択スイッチ ６１ 零点交差検出器 ６２ アナログ回路 ６３ 平方根回路 ６４ 可変利得段 ６５ フォロワーインバータ段 ６６ 単位利得増幅器 ６８ 温度プローブ（サーミスタ） ７０ 電気リード線 ７２ 固定抵抗 ７４ 固定抵抗 ７６ 固定抵抗 ７８ 可変抵抗 ８０ ツェナーダイオード ８２ 固定抵抗 ８４ 接合点 ８６ 接合点 ８８ 演算増幅器 ９４ 帰還抵抗 ９６ Ａ／Ｄインバータ ９８ バス １００ マイクロプロセッサ １０２ 表示端末 １０４ ハードコピープリンタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 エイ．ゲリツト クロウフオード アメリカ合衆国カリフオルニア州サン フ ランシスコ，サーテイフイフス アベニユ ー 2641

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 呼吸気体流量測定および表示システムで
    あって、一般に円形の断面の管状マウスピース要素を含
    み、前記管状マウスピース要素の長さ方向に直交して広
    がって対称的に取り付けられた十字形を構成する２つの
    リブ（ｒｉｂ）を含み、前記リブがそれぞれ１対の管腔
    （ｌｕｍｅｎ）を含み、１つのリブ中の各管腔対の内の
    １つの管腔が他のリブ中の他の管腔対の対応する１つの
    管腔と流動体的につながっており、前記リブの各々が、
    それの壁を貫通して前記管腔対中へ延びるように対称的
    に配置された複数個の開口と、前記管状マウスピース要
    素の壁を貫通して個々に前記リブの内の１つリブの前記
    管腔対と同じ方向に軸を揃えて延びる更に別の１対の開
    口とを含み、前記管状マウスピース要素を通り前記十字
    形のリブの側を通る呼吸気体の流れが前記リブの内の前
    記１つのリブの前記管腔対中に圧力差を生ずるようにな
    ったシステム。
  2. 【請求項２】 請求項１の呼吸気体流量測定装置であっ
    て、更に、前記管状マウスピース要素中の前記開口対中
    へ挿入可能な１対の中空針プローブを含む装置。
  3. 【請求項３】 請求項２の呼吸気体流量測定および表示
    システムであって、更に、前記中空針プローブと流動体
    的につながった圧力トランスジューサ手段を含むシステ
    ム。
  4. 【請求項４】 請求項３の呼吸気体流量測定および表示
    システムであって、前記圧力トランスジューサ手段が、
    比較的高い圧力の第１の予め定められた範囲をカバーす
    る第１の差圧トランスジューサ手段と、部分的には前記
    比較的高い圧力範囲と重複する比較的低い圧力の第２の
    予め定められた範囲をカバーする第２の差圧トランスジ
    ューサ手段とを含むシステム。
  5. 【請求項５】 請求項４の呼吸気体流量測定システムで
    あって、更に、前記第１と第２のトランスジューサ手段
    につながれて、前記第１と第２のトランスジューサ手段
    の出力を前記マウスピース要素を通る気体流量速度に対
    応する単一の信号へ変換するめたの手段を含むシステ
    ム。
  6. 【請求項６】 請求項５の呼吸気体流量測定システムで
    あって、前記変換のための手段が前記第１と第２のトラ
    ンスジューサ手段の各々に対して１つの信号処理チャネ
    ルを含み、前記信号処理チャネルが、前記管腔対間の圧
    力差に比例するアナログ電圧を発生させる手段と、前記
    アナログ電圧から、前記圧力差が零の時に前記第１と第
    ２のトランスジューサ手段から得られる別のアナログ電
    圧を差し引くための減算手段とを含んでいるシステム。
  7. 【請求項７】 請求項６の呼吸気体流量測定システムで
    あって、更に、前記チャネルの各々の中にあって、前記
    減算手段の出力へつながれて前記減算手段の前記出力の
    平方根に比例するアナログ電圧を得るための回路手段を
    含むシステム。
  8. 【請求項８】 請求項６の呼吸気体流量測定システムで
    あって、更に、前記チャネルの各々中の前記回路手段へ
    つながれて、前記管状マウスピースを通る呼吸気体の流
    れの方向に対応して、前記減算手段の前記出力の平方根
    に比例する前記アナログ電圧に対して代数符号を付与す
    るための極性選択手段を含むシステム。
  9. 【請求項９】 請求項１の呼吸気体流量測定システムで
    あって、更に、前記マウスピース要素へつながれて動作
    し、前記マウスピース要素を通る呼吸気体流の温度を測
    定するための温度検知手段を含むシステム。
  10. 【請求項１０】 請求項７の呼吸気体流量測定システム
    であって、更に、前記マウスピース要素へつながれて動
    作し、前記マウスピース要素を通って流れる呼吸気体流
    の温度に比例するアナログ信号を発生させるための温度
    検知手段を含むシステム。
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