JP3468574B2 - 被検者の肺機能をモニターする装置 - Google Patents
被検者の肺機能をモニターする装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は被検者の肺機能の測定
を実行する際に使用される装置に関する。
を実行する際に使用される装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】人や動物の肺機能の測定は、種々の応用
が有る。気腫やその他の呼吸器系疾患を患っている患者
においては、肺機能をモニターすることがその病気の治
療と検査の実行の双方に有益である。この測定はまた、
男性及び女性双方の運動選手における肺活量及び肺機能
をモニターするのに有益である。この測定は勿論、その
他の種々の応用が有る。
が有る。気腫やその他の呼吸器系疾患を患っている患者
においては、肺機能をモニターすることがその病気の治
療と検査の実行の双方に有益である。この測定はまた、
男性及び女性双方の運動選手における肺活量及び肺機能
をモニターするのに有益である。この測定は勿論、その
他の種々の応用が有る。
【０００３】肺機能を測定する際の二つの重要なパラメ
ータとして、気道抵抗（Ｒaw）と肺及び胸腔部のコンプ
ライアンス（Ｃlt）とが有る。これらのパラメータは電
気的な抵抗及びキャパシタンスと等価であり、時定数τ
＝Ｒaw×Ｃltを規定する。既に、気道抵抗の測定は容積
変動記録計を使用することによって行なわれており、他
方、肺及び胸腔部のコンプライアンスの測定も呼気流測
定用風船を使用することによって行なわれているが、こ
れらは明らかに煩わしく厄介な手順である。
ータとして、気道抵抗（Ｒaw）と肺及び胸腔部のコンプ
ライアンス（Ｃlt）とが有る。これらのパラメータは電
気的な抵抗及びキャパシタンスと等価であり、時定数τ
＝Ｒaw×Ｃltを規定する。既に、気道抵抗の測定は容積
変動記録計を使用することによって行なわれており、他
方、肺及び胸腔部のコンプライアンスの測定も呼気流測
定用風船を使用することによって行なわれているが、こ
れらは明らかに煩わしく厄介な手順である。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、肺機能を測
定するための新たな装置を提供することを目的とする。
定するための新たな装置を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明による被検者の肺
機能をモニターする装置で実施する方法は、つぎのステ
ップを有するものである。すなわち、被検者の気道と直
列に呼気流速計を接続するステップと、 呼気流速計内
の第１抵抗エレメントの上流側部分及び下流側部分での
第１の気道圧力を取り出すステップと、被検者の気道に
おける全抵抗値が変化するように呼気流速計内の第２の
抵抗エレメントを挿入若しくは除去するステップと、呼
気流速計内の第１抵抗エレメントの上流側部分及び下流
側部分での第２の気道圧力を取り出すステップと、被検
者の気道に対する第１及び第２の特性流量をそれぞれ計
算するために前記第１及び第２の圧力を処理するステッ
プと、前記第１及び第２の気道呼気流特性曲線（以下、
「 特性流量曲線 」 又は 「 特性曲線 」 ということあり）から第
１及び第２の時定数を求めるステップと、 肺コンプラ
イアンス及び気道抵抗の値を前記第１及び第２の時定数
からを求めるステップを具備する。
機能をモニターする装置で実施する方法は、つぎのステ
ップを有するものである。すなわち、被検者の気道と直
列に呼気流速計を接続するステップと、 呼気流速計内
の第１抵抗エレメントの上流側部分及び下流側部分での
第１の気道圧力を取り出すステップと、被検者の気道に
おける全抵抗値が変化するように呼気流速計内の第２の
抵抗エレメントを挿入若しくは除去するステップと、呼
気流速計内の第１抵抗エレメントの上流側部分及び下流
側部分での第２の気道圧力を取り出すステップと、被検
者の気道に対する第１及び第２の特性流量をそれぞれ計
算するために前記第１及び第２の圧力を処理するステッ
プと、前記第１及び第２の気道呼気流特性曲線（以下、
「 特性流量曲線 」 又は 「 特性曲線 」 ということあり）から第
１及び第２の時定数を求めるステップと、 肺コンプラ
イアンス及び気道抵抗の値を前記第１及び第２の時定数
からを求めるステップを具備する。
【０００６】好ましくは、複数回、即ち、第１及び第２
の気道圧の読み取りが、それぞれ第１及び第２の気道呼
気流特性曲線を計算するために行なわれる。
の気道圧の読み取りが、それぞれ第１及び第２の気道呼
気流特性曲線を計算するために行なわれる。
【０００７】これらの気道呼気流特性曲線は、好ましく
は時間に対するエアフロー曲線であり、肺の時定数はこ
れら曲線から得られる。
は時間に対するエアフロー曲線であり、肺の時定数はこ
れら曲線から得られる。
【０００８】更に、本発明による被検者の肺機能をモニ
ターする呼気流速計装置はつぎの構成を有している。す
なわち、被検者の気道と直列に接続されるコンジットが
内部に形成される呼気流速計本体と、前記コンジットの
第１の抵抗エレメントと、前記呼気流速計本体内にあっ
て前記第１の抵抗エレメントの上流側部分及び下流側部
分のそれぞれで前記コンジットと連通する第１及び第２
のポートと、前記コンジット内のガスフローに対して抵
抗が増加する動作位置とガスフローに対して実質的に影
響を与えない不動作位置との間を動く第２の抵抗エレメ
ントとを具備する。
ターする呼気流速計装置はつぎの構成を有している。す
なわち、被検者の気道と直列に接続されるコンジットが
内部に形成される呼気流速計本体と、前記コンジットの
第１の抵抗エレメントと、前記呼気流速計本体内にあっ
て前記第１の抵抗エレメントの上流側部分及び下流側部
分のそれぞれで前記コンジットと連通する第１及び第２
のポートと、前記コンジット内のガスフローに対して抵
抗が増加する動作位置とガスフローに対して実質的に影
響を与えない不動作位置との間を動く第２の抵抗エレメ
ントとを具備する。
【０００９】前記第１及び第２の抵抗エレメントは、所
定量の抵抗を与えるのに効果的な孔径を持った穿孔板で
あってもよい。
定量の抵抗を与えるのに効果的な孔径を持った穿孔板で
あってもよい。
【００１０】前記第２の抵抗エレメントは、不動作位置
では前記呼気流速計本体から取り除かれるようするのが
好ましい。例えば、前記第２の抵抗エレメントは、前記
呼気流速計本体内の前記コンジットを横切るスロットに
取り外し可能に収容してもよい。
では前記呼気流速計本体から取り除かれるようするのが
好ましい。例えば、前記第２の抵抗エレメントは、前記
呼気流速計本体内の前記コンジットを横切るスロットに
取り外し可能に収容してもよい。
【００１１】前記呼気流速計本体内の前記ポートは、パ
イプ若しくはチューブを介してそれぞれ圧力センサに結
合されるようになっていてもよい。
イプ若しくはチューブを介してそれぞれ圧力センサに結
合されるようになっていてもよい。
【００１２】或いは、前記呼気流速計本体は、圧力セン
サを前記ポート内若しくは近接して収容するようにして
もよい。
サを前記ポート内若しくは近接して収容するようにして
もよい。
【００１３】いずれの場合にも、前記圧力センサは、前
記第１の抵抗エレメントの前後の圧力差を測定するよう
に配置され、その測定から前記コンジット内のエアーフ
ローを計算することができる。
記第１の抵抗エレメントの前後の圧力差を測定するよう
に配置され、その測定から前記コンジット内のエアーフ
ローを計算することができる。
【００１４】本発明は、前記した呼気流速計装置を有す
る被検者の肺機能をモニターする装置に及ぶもので、更
に次の構成を有している。すなわち、前記呼気流速計本
体内にあって、前記第１及び第２のポートと連通し、読
み出された圧力に応じて出力信号をそれぞれ発生するよ
うにアレンジされた第１及び第２の圧力センサと、前記
第２の抵抗エレメントの動作位置及び不動作位置におけ
る読取り圧力に対応する前記センサからの第１及び第２
のセット出力信号を受けるとともに、被検者の気道に対
する第１及び第２の特性流量曲線を計算し、且つ、前記
第１及び第２の特性流量曲線から第１及び第２の時定数
を求めるとともに、肺のコンプライアンスと気道抵抗と
を計算する処理手段とを具備する。
る被検者の肺機能をモニターする装置に及ぶもので、更
に次の構成を有している。すなわち、前記呼気流速計本
体内にあって、前記第１及び第２のポートと連通し、読
み出された圧力に応じて出力信号をそれぞれ発生するよ
うにアレンジされた第１及び第２の圧力センサと、前記
第２の抵抗エレメントの動作位置及び不動作位置におけ
る読取り圧力に対応する前記センサからの第１及び第２
のセット出力信号を受けるとともに、被検者の気道に対
する第１及び第２の特性流量曲線を計算し、且つ、前記
第１及び第２の特性流量曲線から第１及び第２の時定数
を求めるとともに、肺のコンプライアンスと気道抵抗と
を計算する処理手段とを具備する。
【００１５】更に、この装置は、一つ或いは複数個の測
定もくは計算された値を表示するためにディジタル或い
はグラフィク・ディスプレー装置としての指示手段を具
備してもよい。
定もくは計算された値を表示するためにディジタル或い
はグラフィク・ディスプレー装置としての指示手段を具
備してもよい。
【００１６】前記処理手段は、前記第１及び第２の圧力
センサの出力をそれぞれ増幅する増幅装置と、増幅され
た出力信号をディジタル形式に変換する少なくとも一つ
のアナログ／ディジタル・コンバータと、特性流量、時
定数、肺コンプライアンス及び気道抵抗を求めるために
必要な計算を実行し、出力或いは必要に応じて信号表示
するマイクロプロセッサとを有してもよい。
センサの出力をそれぞれ増幅する増幅装置と、増幅され
た出力信号をディジタル形式に変換する少なくとも一つ
のアナログ／ディジタル・コンバータと、特性流量、時
定数、肺コンプライアンス及び気道抵抗を求めるために
必要な計算を実行し、出力或いは必要に応じて信号表示
するマイクロプロセッサとを有してもよい。
【００１７】
【実施例】図１と図２に図示される装置は、被検者の気
道に直列に適用される改善された呼気流速計であり、こ
の呼気流速計は二つの異なる所定の抵抗エレメントをそ
の被検者の気道に直列に接続して正確な測定を行ない、
その測定から肺機能情報を計算することができるもので
ある。
道に直列に適用される改善された呼気流速計であり、こ
の呼気流速計は二つの異なる所定の抵抗エレメントをそ
の被検者の気道に直列に接続して正確な測定を行ない、
その測定から肺機能情報を計算することができるもので
ある。
【００１８】上記呼気流速計は、入口部１２、中央部１
４及び出口部１６とを有する呼気流速計本体１０を有す
る。入口部１２、中央部１４及び出口部１６は、それぞ
れ一般的には環状であり、各々が円形中央開口を有し、
その結果、呼気流速計本体１０が全体として一つの中心
部管状コンジット１８を規定している。呼気流速計本体
１０の入口部１２及び出口部１６は、それぞれ、上記呼
気流速計にパイプ或いはホースを接続するための管状端
部２０及び２２を有している。
４及び出口部１６とを有する呼気流速計本体１０を有す
る。入口部１２、中央部１４及び出口部１６は、それぞ
れ一般的には環状であり、各々が円形中央開口を有し、
その結果、呼気流速計本体１０が全体として一つの中心
部管状コンジット１８を規定している。呼気流速計本体
１０の入口部１２及び出口部１６は、それぞれ、上記呼
気流速計にパイプ或いはホースを接続するための管状端
部２０及び２２を有している。
【００１９】図２において、可撓性ホース２４は入口部
１２に接続されており、その状態で図３に示すように被
検者２６の口腔に挿入される。代表的には、この呼気流
速計本体１０は麻酔回路或いは図３に示されている状態
より更に複雑な測定装置の一部となるものである。
１２に接続されており、その状態で図３に示すように被
検者２６の口腔に挿入される。代表的には、この呼気流
速計本体１０は麻酔回路或いは図３に示されている状態
より更に複雑な測定装置の一部となるものである。
【００２０】再び、図１及び図２において、呼気流速計
本体１０の入口部１２にはその中ぐり穴と同心的な環状
座部２８が規定されており、この環状座部２８に孔あき
板の形態を持つ第１の抵抗エレメント３０を受け入れて
いる。この孔あき板即ち第１の抵抗エレメント３０は代
表的には所定の数と大きさの細孔が施された金属製ディ
スクで構成されており、その結果、本呼気流速計の中心
部管状コンジット１８中をフローする空気或いはガスに
所定量の抵抗を与える。この第１の抵抗エレメント３０
は、本呼気流速計の入口部１２及び中央部１４が図２に
示すように互いに固定されたとき、上記環状座部２８内
にクランプされる。
本体１０の入口部１２にはその中ぐり穴と同心的な環状
座部２８が規定されており、この環状座部２８に孔あき
板の形態を持つ第１の抵抗エレメント３０を受け入れて
いる。この孔あき板即ち第１の抵抗エレメント３０は代
表的には所定の数と大きさの細孔が施された金属製ディ
スクで構成されており、その結果、本呼気流速計の中心
部管状コンジット１８中をフローする空気或いはガスに
所定量の抵抗を与える。この第１の抵抗エレメント３０
は、本呼気流速計の入口部１２及び中央部１４が図２に
示すように互いに固定されたとき、上記環状座部２８内
にクランプされる。
【００２１】上記呼気流速計本体１０の入口部１２及び
中央部１４内にはポート３２及び３４が形成されてお
り、これらは、それぞれ、可撓性チューブ４０及び４２
を保持するために拡大されている頭部を持つ差し口３６
及び３８で終端している。これらポート３２及び３４は
上記入口部１２及び中央部１４内を放射方向に延び、上
記中心部管状コンジット１８に通じている。
中央部１４内にはポート３２及び３４が形成されてお
り、これらは、それぞれ、可撓性チューブ４０及び４２
を保持するために拡大されている頭部を持つ差し口３６
及び３８で終端している。これらポート３２及び３４は
上記入口部１２及び中央部１４内を放射方向に延び、上
記中心部管状コンジット１８に通じている。
【００２２】本呼気流速計本体１０の出口部１６には、
その中を放射方向に延び、且つ、上記中心部管状コンジ
ット１８と横切るスロット４４が形成されており、この
スロット４４には、上記第１の抵抗エレメント３０とほ
ぼ同様に構成されている第２の抵抗エレメント４６が受
け入れられている。なお、この第２の抵抗エレメント４
６には、更にその一側縁部に本装置のユーザが把持して
上記スロット４４への挿入・抜き取りできるようにする
摘み部４８或いはその他の把持手段が取り付けられてい
る。図２では、この第２の抵抗エレメント４６がスロッ
ト４４中に挿填された状態にあり、その結果、第１の抵
抗エレメント３０及びこの第２の抵抗エレメント４６が
効果的に被検者の気道と直列状態に置かれる。この第２
の抵抗エレメント４６がスロット４４から取り出される
と、第１の抵抗エレメント３０のみがその患者の気道中
に残される。その結果、その被検者の気道に挿入されて
いる全抵抗は、第１の抵抗エレメント３０のみに対応す
る第１抵抗値Ｒ1 と、両方の抵抗エレメント第１の抵抗
エレメント３０及び第２の抵抗エレメント４６に対応す
る第２抵抗値、即ちＲ1 ＋Ｒ2 との間で変化する。
その中を放射方向に延び、且つ、上記中心部管状コンジ
ット１８と横切るスロット４４が形成されており、この
スロット４４には、上記第１の抵抗エレメント３０とほ
ぼ同様に構成されている第２の抵抗エレメント４６が受
け入れられている。なお、この第２の抵抗エレメント４
６には、更にその一側縁部に本装置のユーザが把持して
上記スロット４４への挿入・抜き取りできるようにする
摘み部４８或いはその他の把持手段が取り付けられてい
る。図２では、この第２の抵抗エレメント４６がスロッ
ト４４中に挿填された状態にあり、その結果、第１の抵
抗エレメント３０及びこの第２の抵抗エレメント４６が
効果的に被検者の気道と直列状態に置かれる。この第２
の抵抗エレメント４６がスロット４４から取り出される
と、第１の抵抗エレメント３０のみがその患者の気道中
に残される。その結果、その被検者の気道に挿入されて
いる全抵抗は、第１の抵抗エレメント３０のみに対応す
る第１抵抗値Ｒ1 と、両方の抵抗エレメント第１の抵抗
エレメント３０及び第２の抵抗エレメント４６に対応す
る第２抵抗値、即ちＲ1 ＋Ｒ2 との間で変化する。
【００２３】本発明の試作品では、第１の抵抗エレメン
ト３０が約０．３５[cm Ｈ2 Ｏ perliter per second]
の抵抗値（１リッタの水が１秒あたり約０．３５ｃｍ移
動する抵抗値）を持ち、一方、第２の抵抗エレメント４
６が約１．０[cm Ｈ2 Ｏ perliter per second]の抵抗
値（１リッタの水が１秒あたり約１．０ｃｍ移動する抵
抗値）を持つように設計された。
ト３０が約０．３５[cm Ｈ2 Ｏ perliter per second]
の抵抗値（１リッタの水が１秒あたり約０．３５ｃｍ移
動する抵抗値）を持ち、一方、第２の抵抗エレメント４
６が約１．０[cm Ｈ2 Ｏ perliter per second]の抵抗
値（１リッタの水が１秒あたり約１．０ｃｍ移動する抵
抗値）を持つように設計された。
【００２４】図３において、この図３に示されるよう
に、図１及び図２の構成の本呼気流速計と接続されてい
る可撓性チューブ４０及び４２が更に差動圧力変換器５
０へ接続されている。この差動圧力変換器５０は、本呼
気流速計の上記中心部管状コンジット１８内の第１の抵
抗エレメント３０の前後間の圧力差に比例する電気出力
信号を発生する。この差動圧力変換器５０の上記出力は
前置増幅器５２によって増幅され、この増幅された出力
信号がアナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ５４
へ供給される。このＡ／Ｄコンバータ５４によって差動
圧力変換器５０からの上記増幅された出力信号がディジ
タル化され、このディジタル出力信号は、リード・オン
リー・メモリ（ＲＯＭ）５８とランダム・アクセス・メ
モリ（ＲＡＭ）６０と関連するマイクロプロセッサ５６
へ供給される。なお、ディジタル・ディスプレー装置６
２若しくはグラフィック・ディスプレー装置のような別
のディスプレー装置がマイクロプロセッサ５６或いは関
連するディスプレー・ドライバの出力によって駆動され
るように構成されている。
に、図１及び図２の構成の本呼気流速計と接続されてい
る可撓性チューブ４０及び４２が更に差動圧力変換器５
０へ接続されている。この差動圧力変換器５０は、本呼
気流速計の上記中心部管状コンジット１８内の第１の抵
抗エレメント３０の前後間の圧力差に比例する電気出力
信号を発生する。この差動圧力変換器５０の上記出力は
前置増幅器５２によって増幅され、この増幅された出力
信号がアナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ５４
へ供給される。このＡ／Ｄコンバータ５４によって差動
圧力変換器５０からの上記増幅された出力信号がディジ
タル化され、このディジタル出力信号は、リード・オン
リー・メモリ（ＲＯＭ）５８とランダム・アクセス・メ
モリ（ＲＡＭ）６０と関連するマイクロプロセッサ５６
へ供給される。なお、ディジタル・ディスプレー装置６
２若しくはグラフィック・ディスプレー装置のような別
のディスプレー装置がマイクロプロセッサ５６或いは関
連するディスプレー・ドライバの出力によって駆動され
るように構成されている。
【００２５】図３の電子回路が、図７、図８及び図９
に、本発明の試作品で使用した回路図により、より詳細
に図示されている。
に、本発明の試作品で使用した回路図により、より詳細
に図示されている。
【００２６】図７において、上記差動圧力変換器５０は
タイプＬＴ１０１４デバイスで構成されており、このデ
バイスはそれぞれ図３中の前置増幅器５２に相当するＬ
Ｍ３２４演算増幅器Ｕ２Ａ及びＵ２Ｂの組と、同じくＬ
Ｍ３２４演算増幅器Ｕ２Ｃ及びＵ２Ｄの組とへ接続され
ている。各ＬＭ３２４演算増幅器でそれぞれ増幅された
出力信号はコネクタ７２へのピン１及び２へ供給され
る。このコネクタ７２はまた、電源供給回路から電源を
上記差動圧力変換器５０及び各増幅器へ供給するために
使用されている。図９の回路には、抵抗Ｒ5 とキャパシ
タＣ7 とから成る微分回路を介して図７の前置増幅器回
路の出力を受信するしきい値検出器Ｕ５Ａが包含されて
いる。上記微分回路の出力は急峻な立ち上がりを持つ初
期フロー信号であり、この信号は上記しきい値検出器Ｕ
５Ａによって整形及び反転されてタイプ５５５タイマー
回路Ｕ8 のトリガ入力端へ供給される。その結果このタ
イプ５５５タイマー回路Ｕ8 の動作が開始され、測定さ
れるべき最大見込み呼気継続時間に対応するように選択
される５秒の遅延時間が設定される。
タイプＬＴ１０１４デバイスで構成されており、このデ
バイスはそれぞれ図３中の前置増幅器５２に相当するＬ
Ｍ３２４演算増幅器Ｕ２Ａ及びＵ２Ｂの組と、同じくＬ
Ｍ３２４演算増幅器Ｕ２Ｃ及びＵ２Ｄの組とへ接続され
ている。各ＬＭ３２４演算増幅器でそれぞれ増幅された
出力信号はコネクタ７２へのピン１及び２へ供給され
る。このコネクタ７２はまた、電源供給回路から電源を
上記差動圧力変換器５０及び各増幅器へ供給するために
使用されている。図９の回路には、抵抗Ｒ5 とキャパシ
タＣ7 とから成る微分回路を介して図７の前置増幅器回
路の出力を受信するしきい値検出器Ｕ５Ａが包含されて
いる。上記微分回路の出力は急峻な立ち上がりを持つ初
期フロー信号であり、この信号は上記しきい値検出器Ｕ
５Ａによって整形及び反転されてタイプ５５５タイマー
回路Ｕ8 のトリガ入力端へ供給される。その結果このタ
イプ５５５タイマー回路Ｕ8 の動作が開始され、測定さ
れるべき最大見込み呼気継続時間に対応するように選択
される５秒の遅延時間が設定される。
【００２７】このタイプ５５５タイマ回路Ｕ8 の出力は
正の方形パルスであり、トランジスタＱ2 のベースへ印
可される。その結果、このトランジスタＱ2がターン・
オンされ、更にトランジスタＱ1 がターン・オフされ
て、５秒間のトリガ信号が生成される。
正の方形パルスであり、トランジスタＱ2 のベースへ印
可される。その結果、このトランジスタＱ2がターン・
オンされ、更にトランジスタＱ1 がターン・オフされ
て、５秒間のトリガ信号が生成される。
【００２８】このトリガ信号は、図８の回路により更
に、タイプ５５５タイマ回路Ｕ7 とその周辺回路とによ
り２００Ｈｚで発振するように構成された発振回路をト
リガするために使用される。このトリガ信号はまた、マ
イクロプロセッサＵ1 をトリガするためにも使用され、
その結果このマイクロプロセッサＵ1 によってＡ／Ｄコ
ンバータＵ4 が起動され、このＡ／ＤコンバータＵ4 か
ら出力されたディジタル・データがＲＡＭ６０に格納さ
れる。
に、タイプ５５５タイマ回路Ｕ7 とその周辺回路とによ
り２００Ｈｚで発振するように構成された発振回路をト
リガするために使用される。このトリガ信号はまた、マ
イクロプロセッサＵ1 をトリガするためにも使用され、
その結果このマイクロプロセッサＵ1 によってＡ／Ｄコ
ンバータＵ4 が起動され、このＡ／ＤコンバータＵ4 か
ら出力されたディジタル・データがＲＡＭ６０に格納さ
れる。
【００２９】図４は被検者の気道の二つの特性曲線を示
すグラフである。このグラフから、これらの特性曲線が
初期値Ｖo からその被検者が息を吐くときの時間に応じ
て変化する或る低い値へ概ね対数曲線状に下降している
ことが分かる。上側の特性曲線では、その被検者の気道
中の呼気流の速度が上記第２抵抗エレメント抵抗Ｒ2が
存在することによって低減され、一方、下側の特性曲線
では、第２抵抗エレメント抵抗Ｒ2 が存在しないため
に、より急速に息を吐いているときの呼気流を表わして
いる。
すグラフである。このグラフから、これらの特性曲線が
初期値Ｖo からその被検者が息を吐くときの時間に応じ
て変化する或る低い値へ概ね対数曲線状に下降している
ことが分かる。上側の特性曲線では、その被検者の気道
中の呼気流の速度が上記第２抵抗エレメント抵抗Ｒ2が
存在することによって低減され、一方、下側の特性曲線
では、第２抵抗エレメント抵抗Ｒ2 が存在しないため
に、より急速に息を吐いているときの呼気流を表わして
いる。
【００３０】本呼気流速計装置が被検者の気道に直列に
接続されているとき、呼気動作により本呼気流速計を通
る呼気流によって第１の抵抗エレメント３０の前後間で
圧力差が生じ、この圧力差に対応している差動圧力変換
器５０の出力信号が本呼気流速計を通る呼気流を表わ
す。
接続されているとき、呼気動作により本呼気流速計を通
る呼気流によって第１の抵抗エレメント３０の前後間で
圧力差が生じ、この圧力差に対応している差動圧力変換
器５０の出力信号が本呼気流速計を通る呼気流を表わ
す。
【００３１】図３のマイクロプロセッサ５６はＲＯＭ５
８に格納されているソフトウエアによる制御の下で図６
の簡略化したフローチャートに従って動作する。本装置
は二つの基本動作モード、即ち、「受動状態呼気」モー
ドと「力みを伴う呼気」モードとを持っている。先ず受
動状態呼気モードでの取扱いでは、第１の抵抗エレメン
ト３０及び第２の抵抗エレメント４６で読み取られた圧
力が間断無くディジタル値に変換されてマイクロプロセ
ッサ５６へ供給される。マイクロプロセッサ５６は各抵
抗エレメントからのディジタル値を、数秒の期間に渡
り、一つのデータ・アレイに格納する。これによって図
４に図示されている上側及び下側の特性曲線が格納され
る。各場合に開始時間ｔ1 が判定されるが、これは０．
９×Ｖo の値に対応する時間である。第２の時間ｔ2 と
して、上記開始時間ｔ1 との時間差が肺時定数τ、即
ち、ｔ2 −ｔ1＝τとなる第２の時間ｔ2 が計算され
る。このｔ２は図４のグラフ中のＶの値が初期値Ｖo の
１／ｅ、即ち３６．８％に低下するのに必要な時間であ
る。
８に格納されているソフトウエアによる制御の下で図６
の簡略化したフローチャートに従って動作する。本装置
は二つの基本動作モード、即ち、「受動状態呼気」モー
ドと「力みを伴う呼気」モードとを持っている。先ず受
動状態呼気モードでの取扱いでは、第１の抵抗エレメン
ト３０及び第２の抵抗エレメント４６で読み取られた圧
力が間断無くディジタル値に変換されてマイクロプロセ
ッサ５６へ供給される。マイクロプロセッサ５６は各抵
抗エレメントからのディジタル値を、数秒の期間に渡
り、一つのデータ・アレイに格納する。これによって図
４に図示されている上側及び下側の特性曲線が格納され
る。各場合に開始時間ｔ1 が判定されるが、これは０．
９×Ｖo の値に対応する時間である。第２の時間ｔ2 と
して、上記開始時間ｔ1 との時間差が肺時定数τ、即
ち、ｔ2 −ｔ1＝τとなる第２の時間ｔ2 が計算され
る。このｔ２は図４のグラフ中のＶの値が初期値Ｖo の
１／ｅ、即ち３６．８％に低下するのに必要な時間であ
る。
【００３２】この関係は次式で表わすことができる。
τ＝（ｔ2 −ｔ1 ）／（ＬｌｏｇＶ1 − Ｌｌｏｇ
Ｖ2 ）
Ｖ2 ）
【００３３】次式で表わされる周知な関係、即ちτ＝Ｒ
aw×Ｃltと、上記第２の抵抗エレメント４６が本呼気流
速計中に存在するときと存在しないときとに行なわれた
二組の読み取りとから、上記Ｒaw及びＣltが計算され
る。
aw×Ｃltと、上記第２の抵抗エレメント４６が本呼気流
速計中に存在するときと存在しないときとに行なわれた
二組の読み取りとから、上記Ｒaw及びＣltが計算され
る。
【００３４】図３の装置はまた、力みを伴う呼気モード
でも使用されるようにすることが可能である。図５は上
記力みを伴う呼気モードに適する気道パラメータを指し
示す略図である。この図５において、この図の左側に有
る丸い部分６４は肺嚢を表わしており、これらの肺嚢が
合同してその肺の弾性エレメント即ちコンプライアンス
を形成し、この弾性エレメント即ちコンプライアンスが
更にまた肺容積が増大されるときの肺胞の畏縮を増加さ
せるのに与っている。上記６４の右側に有る細い管状部
６６は気道を表わし、一方、矩形状ボックス６８は胸腔
を表わしている。この矩形状ボックス６８の右側の開口
部７０は口腔の開口部分を表わしている。
でも使用されるようにすることが可能である。図５は上
記力みを伴う呼気モードに適する気道パラメータを指し
示す略図である。この図５において、この図の左側に有
る丸い部分６４は肺嚢を表わしており、これらの肺嚢が
合同してその肺の弾性エレメント即ちコンプライアンス
を形成し、この弾性エレメント即ちコンプライアンスが
更にまた肺容積が増大されるときの肺胞の畏縮を増加さ
せるのに与っている。上記６４の右側に有る細い管状部
６６は気道を表わし、一方、矩形状ボックス６８は胸腔
を表わしている。この矩形状ボックス６８の右側の開口
部７０は口腔の開口部分を表わしている。
【００３５】上記胸腔内の圧力は肺胞の外部へ伝達され
る。呼気吐き出し中、この肺胞内圧力は、肺胞の畏縮圧
が上記胸腔内圧と加算されるので最高圧力になる。口腔
内の圧力は名目上零であるので、圧力勾配は呼気流が開
始したときの状態に戻る。
る。呼気吐き出し中、この肺胞内圧力は、肺胞の畏縮圧
が上記胸腔内圧と加算されるので最高圧力になる。口腔
内の圧力は名目上零であるので、圧力勾配は呼気流が開
始したときの状態に戻る。
【００３６】細い管状部６６に沿う或る位置で、その気
道の内部の圧力と外部の圧力とは同一になる。この位置
は、図中に等圧点（ＥＰＰ）として指示されている位置
である。この等圧点の上流の気道は圧縮されることが無
く、上流側部分抵抗Ｒu と称される。一方、下流側部分
にはＲd が指示される。これら上流側部分と下流側部分
との相対長さは、胸腔内圧力に従って変化するが、しか
し、呼気流が力みの無い自然な呼気状態では固定された
関係になる。力みを伴う呼気の間では、胸腔内圧が上昇
し、肺容積が呼気流の開始時の状態に低下する。この呼
気流が低下するに連れて、この呼気流に特性曲線が力み
に依る呼気状態での第１の部分と、呼気流の速度をもは
や増加された胸腔内圧力によって増加することができな
くなっている力みの無い自然な呼気状態での第２の部分
とに分かれるようになる。試験による検討では、上記呼
気流の特性曲線の中間部における第三部分が、コンプラ
イアンスと抵抗との積が一定である時の場合に対応する
息を吐き出した状態の肺容積と実質的に直線的な関係を
持っていることが認められている。
道の内部の圧力と外部の圧力とは同一になる。この位置
は、図中に等圧点（ＥＰＰ）として指示されている位置
である。この等圧点の上流の気道は圧縮されることが無
く、上流側部分抵抗Ｒu と称される。一方、下流側部分
にはＲd が指示される。これら上流側部分と下流側部分
との相対長さは、胸腔内圧力に従って変化するが、しか
し、呼気流が力みの無い自然な呼気状態では固定された
関係になる。力みを伴う呼気の間では、胸腔内圧が上昇
し、肺容積が呼気流の開始時の状態に低下する。この呼
気流が低下するに連れて、この呼気流に特性曲線が力み
に依る呼気状態での第１の部分と、呼気流の速度をもは
や増加された胸腔内圧力によって増加することができな
くなっている力みの無い自然な呼気状態での第２の部分
とに分かれるようになる。試験による検討では、上記呼
気流の特性曲線の中間部における第三部分が、コンプラ
イアンスと抵抗との積が一定である時の場合に対応する
息を吐き出した状態の肺容積と実質的に直線的な関係を
持っていることが認められている。
【００３７】本装置の上記ソフトウエアは記録された呼
気流の読み取りを容積と統合し、気道呼気流特性曲線を
plotすることが可能である。呼気流が乱流でないとき
は、この関係は直線となり、その傾斜が時定数を表わし
ている。上記呼気流対容積特性曲線の最初の部分と最後
の部分とは多くの場合、乱流であり、従ってこの特性曲
線の中央の直線部分を選択して必要な計算を簡単に行な
うことが可能である。この計算は上記呼気流対容積特性
曲線のグラフィック・ディスプレー装置を使用して視認
により行なうことが可能であり、或いはまた自動的に行
なうことも可能である。
気流の読み取りを容積と統合し、気道呼気流特性曲線を
plotすることが可能である。呼気流が乱流でないとき
は、この関係は直線となり、その傾斜が時定数を表わし
ている。上記呼気流対容積特性曲線の最初の部分と最後
の部分とは多くの場合、乱流であり、従ってこの特性曲
線の中央の直線部分を選択して必要な計算を簡単に行な
うことが可能である。この計算は上記呼気流対容積特性
曲線のグラフィック・ディスプレー装置を使用して視認
により行なうことが可能であり、或いはまた自動的に行
なうことも可能である。
【００３８】もし胸腔内圧が増加しても何ら呼気流の増
加が引き起こされない場合は、下流側部分抵抗Ｒd の増
加速度が胸腔内圧の増加速度と等しいに違いない。この
場合、呼気流の制御は肺のコンプライアンスＣl と上流
側部分での抵抗Ｒu とによって判定される。それらの積
Ｒu ×Ｃl は力みを伴う呼気におけるその肺の時定数を
表わしている。この時定数は肺機能の貴重なインデック
スであり、喘息や気腫のような重症の閉塞性肺疾患、及
び、サルコイドーシス（類肉腫症）のような拘束性疾患
と線形の関係を持っている。
加が引き起こされない場合は、下流側部分抵抗Ｒd の増
加速度が胸腔内圧の増加速度と等しいに違いない。この
場合、呼気流の制御は肺のコンプライアンスＣl と上流
側部分での抵抗Ｒu とによって判定される。それらの積
Ｒu ×Ｃl は力みを伴う呼気におけるその肺の時定数を
表わしている。この時定数は肺機能の貴重なインデック
スであり、喘息や気腫のような重症の閉塞性肺疾患、及
び、サルコイドーシス（類肉腫症）のような拘束性疾患
と線形の関係を持っている。
【００３９】上記受動状態呼気モードでは、本発明装置
は時定数曲線（好ましくは正弦関数曲線か若しくは知覚
喪失下での気道呼気流特性曲線）を、上記呼気流経路中
の二つの相違する既知の抵抗値を用いて記録することに
よって動作する。知覚喪失下で使用される「モニター」
モードでは、時定数Ｃlt×Ｒawの読み取りが行なわれ、
その値が刻々に更新される。「測定」モードでは、肺及
び胸腔部コンプライアンスＣltの測定値とＲawの測定値
とが別々にディスプレー装置に表示される。本装置に組
み込まれている上記ソフトウエアは連続する測定値間の
相違が１０％未満になるまでそれら測定値のチェックを
行なう。次いで、それらの測定結果がディスプレー装置
に表示される。
は時定数曲線（好ましくは正弦関数曲線か若しくは知覚
喪失下での気道呼気流特性曲線）を、上記呼気流経路中
の二つの相違する既知の抵抗値を用いて記録することに
よって動作する。知覚喪失下で使用される「モニター」
モードでは、時定数Ｃlt×Ｒawの読み取りが行なわれ、
その値が刻々に更新される。「測定」モードでは、肺及
び胸腔部コンプライアンスＣltの測定値とＲawの測定値
とが別々にディスプレー装置に表示される。本装置に組
み込まれている上記ソフトウエアは連続する測定値間の
相違が１０％未満になるまでそれら測定値のチェックを
行なう。次いで、それらの測定結果がディスプレー装置
に表示される。
【００４０】上記力みを伴う呼気モードでは、Ｃl ×Ｒ
u が測定される。この読み取りは主に、例えば大勢の患
者のために迅速な結果が要求される、フィールド・ワー
ク（巡回診療）や外来患者診療所において有益である。
u が測定される。この読み取りは主に、例えば大勢の患
者のために迅速な結果が要求される、フィールド・ワー
ク（巡回診療）や外来患者診療所において有益である。
【００４１】
【発明の効果】以上説明したように、本発明は、上記の
装置により、比較的に迅速且つ正確な測定を、骨の折れ
る且つ厄介な手順無しに、被検者の気道の抵抗及び肺及
び胸腔のコンプライアンスについて行なうことが可能に
なる。本装置は、具合良く、巡回診療や手術室での使用
のために小型で且つポータブルにすることが可能であ
る。
装置により、比較的に迅速且つ正確な測定を、骨の折れ
る且つ厄介な手順無しに、被検者の気道の抵抗及び肺及
び胸腔のコンプライアンスについて行なうことが可能に
なる。本装置は、具合良く、巡回診療や手術室での使用
のために小型で且つポータブルにすることが可能であ
る。
【図１】図１は、本発明による呼気流速計装置の拡大側
方断面図である。
方断面図である。
【図２】図２は、図１の装置の組立て状態を示す部分側
方断面図である。
方断面図である。
【図３】図３は、図１と図２による上記呼気流速計装置
を組み入れて肺機能を測定するための装置を簡略して示
す図解ブロック図である。
を組み入れて肺機能を測定するための装置を簡略して示
す図解ブロック図である。
【図４】図４は、図３の装置による、適切なパラメータ
の計算を説明するための簡略化した気道呼気流特性曲線
を示すグラフである。
の計算を説明するための簡略化した気道呼気流特性曲線
を示すグラフである。
【図５】図５は、力みを伴う呼気に適する気道パラメー
タを示すための図解的なグラフである。
タを示すための図解的なグラフである。
【図６】図６は、図３の装置の圧力測定手段の動作を示
すための簡略化したフローチャートである。
すための簡略化したフローチャートである。
【図７】図７は、本装置の前置増幅器の回路図である。
【図８】図８は、本装置のマイクロプロセッサ及びＡ／
Ｄコンバータの回路図である。
Ｄコンバータの回路図である。
【図９】図９は、本装置のトリガ及びタイミング回路の
回路図である。
回路図である。
１０ 呼気流速計本体
１２ 入口部
１４ 中央部
１６ 出口部
１８ 中心部管状コンジット
２０ 管状端部
２２ 管状端部
２４ 可撓性ホース
２６ 被検者
２８ 環状座部
３０ 第１の抵抗エレメント
３２ ポート
３４ ポート
３６ 差し口
３８ 差し口
４０ 可撓性チューブ
４２ 可撓性チューブ
４４ スロット
４６ 第２の抵抗エレメント
４８ 摘み部
５０ 差動圧力変換器
５２ 前置増幅器
５４ Ａ／Ｄコンバータ
５６ マイクロプロセッサ
５８ ＲＯＭ
６０ ＲＡＭ
６２ ディジタル・ディスプレー装置
６４ 丸い部分
６６ 細い管状部
６８ 矩形状ボックス
７０ 開口部
７２ コネクタ
Ｃ7 キャパシタ
Ｃl 肺コンプライアンス
Ｃlt 肺及び胸腔部コンプライアンス
Ｒ2 第２抵抗エレメント抵抗
Ｒ5 抵抗
ＲAW 気道抵抗
Ｒd 下流側部分抵抗
Ｒu 上流側部分抵抗
Ｕ1 マイクロプロセッサ
Ｕ2 Ａ／Ｄコンバータ
Ｕ4 Ａ／Ｄコンバータ
Ｕ7 タイプ５５５タイマ回路
Ｕ8 タイプ５５５タイマ回路
Ｑ1 トランジスタ
Ｑ2 トランジスタ
Ｕ２Ａ ＬＭ３２４演算増幅器
Ｕ２Ｂ ＬＭ３２４演算増幅器
Ｕ２Ｃ ＬＭ３２４演算増幅器
Ｕ２Ｄ ＬＭ３２４演算増幅器
Ｕ５Ａ しきい値検出器
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 昭53−16658（ＪＰ，Ａ)
特開 昭62−44223（ＪＰ，Ａ)
特開 平４−28350（ＪＰ，Ａ)
実開 昭57−144063（ＪＰ，Ｕ)
実開 昭57−51509（ＪＰ，Ｕ)
実開 昭61−110120（ＪＰ，Ｕ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/08 - 5/097
G01F 1/34 - 1/44
Claims (10)
- 【請求項１】 被検者の気道と直列に接続されるコンジ
ットが内部に形成される呼気流速計本体と、 前記コンジットの第１の抵抗エレメントと、 前記呼気流速計本体内にあって前記第１の抵抗エレメン
トの上流側部分及び下流側部分のそれぞれで前記コンジ
ットと連通する第１及び第２のポートと、 測定に際して前記コンジット内のガスフローに対して抵
抗を増加させる動作位置とガスフローに対して影響を与
えない不動作位置に移動可能な第２の抵抗エレメントと
を具備することを特徴とする被検者の肺機能をモニター
する呼気流速計装置。 - 【請求項２】 前記第１及び第２の抵抗エレメントは、
所定量の抵抗を与えるのに効果的な孔径をもった穿孔板
からなっていることを特徴とする前記請求項１記載の呼
気流速計装置。 - 【請求項３】 前記第２の抵抗エレメントは、不動作位
置では前記呼気流速計本体から取り除かれるようになっ
ていることを特徴とする前記請求項１若しくは請求項２
記載の呼気流速計装置。 - 【請求項４】 前記第２の抵抗エレメントは、前記呼気
流速計本体内の前記コンジットを横切るスロットに取り
外し可能に収容されることを特徴とする前記請求項３記
載の呼気流速計装置。 - 【請求項５】 前記呼気流速計本体内の前記ポート
は、パイプ若しくはチューブを介してそれぞれ圧力セン
サに結合されるようになっていることを特徴とする前記
請求項１乃至請求項４記載のいずれかの請求項に記載の
呼気流速計装置。 - 【請求項６】 前記呼気流速計本体は、圧力センサを
前記ポート内若しくは近接して収容されるようになって
いることを特徴とする前記請求項１乃至請求項４のいず
れかの請求項に記載の呼気流速計装置。 - 【請求項７】 前記呼気流速計本体内にあって、前記第
１及び第２のポートと連通し、読み出された圧力に応じ
て出力信号をそれぞれ発生するようにアレンジされた第
１及び第２の圧力センサと、 前記第２の抵抗エレメントの動作位置及び不動作位置に
おける読取り圧力に対応する前記センサからの第１及び
第２の信号を受け、被検者の気道に対する第１及び第２
の気道呼気流特性曲線を計算し、且つ、前記第１及び第
２の気道呼気流特性曲線から第１及び第２の時定数を求
めるとともに、肺のコンプライアンスと気道抵抗とを計
算する処理手段とを更に具備する前記請求項１乃至請求
項６のいずれかの請求項に記載の呼気流速計装置を有す
る被検者の肺機能をモニターする装置。 - 【請求項８】 前記圧力センサは、前記第１の抵抗エレ
メントの前後の圧力差を測定するように配置され、その
測定から前記コンジット内のエアーフローを計算するこ
とができることを特徴とする前記請求項７に記載の肺機
能をモニターする装置。 - 【請求項９】 一つ若しくは複数個の測定値或いは計算
値を表示する指示装置を更に有する前記請求項７若しく
は８に記載の肺機能をモニターする装置。 - 【請求項１０】 前記処理手段は前記第１及び第２の圧
力センサの出力をそれぞれ増幅する増幅装置と、 増幅された出力信号をディジタル形式に変換する少なく
とも１つのアナログ／ディジタル コンバータと、特性流量、時定数、肺コンプライアンス及び気道抵抗を
求めるために 必要な計算を実行し、出力或いは必要に応
じて信号表示するマイクロプロセッサとを有することを
特徴とする前記請求項７若しくは８に記載の肺機能をモ
ニターする装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| ZA931716 | 1993-03-10 | ||
| ZA93/1716 | 1993-03-10 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06343623A JPH06343623A (ja) | 1994-12-20 |
| JP3468574B2 true JP3468574B2 (ja) | 2003-11-17 |
Family
ID=25582647
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP06663794A Expired - Fee Related JP3468574B2 (ja) | 1993-03-10 | 1994-03-10 | 被検者の肺機能をモニターする装置 |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5522397A (ja) |
| EP (1) | EP0627196B1 (ja) |
| JP (1) | JP3468574B2 (ja) |
| CN (1) | CN1098279A (ja) |
| AT (1) | ATE175332T1 (ja) |
| AU (1) | AU671185B2 (ja) |
| CA (1) | CA2118643C (ja) |
| DE (1) | DE69415724T2 (ja) |
| RU (1) | RU2127077C1 (ja) |
| ZA (1) | ZA944098B (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11423535B2 (en) * | 2017-09-14 | 2022-08-23 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Method and device for state display during ventilation process |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| NO301210B1 (no) | 1994-12-14 | 1997-09-29 | Camtech As | Anvendelse av sensorer for måling av et individs respirasjonstidevolum |
| IL115760A (en) * | 1995-10-25 | 1999-09-22 | S M C Sleep Medicine Center | Apparatus and method for measuring respiratory airways resistance and airways collapsibility in patients |
| US5865173A (en) * | 1995-11-06 | 1999-02-02 | Sunrise Medical Hhg Inc. | Bilevel CPAP system with waveform control for both IPAP and EPAP |
| AU7726096A (en) * | 1995-11-15 | 1997-06-05 | Regents Of The University Of Minnesota | System for detecting target respiratory flow rates |
| US5740797A (en) * | 1996-02-23 | 1998-04-21 | University Of Massachusetts | Cardiac synchronized ventilation |
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