JP7244947B2 - 呼吸機能検査用フローセンサ - Google Patents

Description

本発明は、呼吸機能検査用フローセンサに関する。

ヒトが肺から吐き出す息、或いは肺に吸い込む空気の体積流量（フロー）を測定するための呼吸機能検査装置が知られている（例えば、特許文献１を参照。）。この呼吸機能検査装置では、フローに対応した圧力信号（差圧信号）を出力し、フローセンサが出力した差圧信号は、本体部の圧力センサにおいて対応する電気信号に変換される。

特開２０１９－１４６７１０号公報

上記特許文献１に記載された発明では、被検者が肺から吐き出す息はフローセンサのスクリーン（抵抗体）に直接当たるため、被検者の息に含まれる唾液がスクリーンに付着することになる。特にスクリーンがメッシュ構造の場合、唾液がメッシュに付着すると表面張力により、メッシュの目が唾液で埋まってしまう。その結果、圧力損失が実際よりも大きくなり、誤ったフロー（呼吸流量）が検出されることになる。

また、スクリーンに唾液が付着することにより、フローセンサと本体部を接続する「外部チューブ」が汚染される可能性がある。このため、フローセンサを被験者毎に交換する場合においても、外部チューブを介して前の被検者の唾液に含まれる雑菌等が後の被検者に伝染することが十分に起こり得るという問題が生じる。

そこで、本発明は上記従来技術の問題点に鑑み成されたものであり、その目的は、被検者の唾液・雑菌等が計測器本体側に侵入し難く且つ前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染し難い構造を有し、計測精度が高い呼吸機能検査用フローセンサを提供することである。

上記目的を達成するための手段に係る呼吸機能検査用フローセンサは、被検者の呼吸ガスが流れる流路（２）の途中に設けられ呼吸ガスの抵抗となる抵抗体（４）と、前記抵抗体（４）の前後に配置された圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）とを備えた呼吸機能検査用フローセンサであって、被検者の唾液・雑菌等を濾過するフィルタ（３）は、被検者から見た場合、前記圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）の前段に設けられていることを特徴とする。

上記構成では、被検者の吐く息はフィルタ（３）を通過して抵抗体（４）を通過することになるため、計測器本体（５０）が雑菌等によって汚染されなくなる。また、仮に、従来のフローセンサを介して雑菌等が計測器本体（５０）側に残存する場合であっても、雑菌等はフィルタ（３）によって濾過されることになるため、計測器本体（５０）側から被検者に雑菌等が伝染することはなくなる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第２の特徴は、前記フィルタ（３）は被検者の呼吸ガスに含まれる唾液を、圧力を検知する前記抵抗体（４）に到達させないことである。

上記構成では、フィルタ（３）のおかげで抵抗体（４）の目（空隙）が被検者の唾液によって埋まることはなくなるため、息が通過する際の抵抗体（４）における差圧が正しく検知され、これにより被検者の呼吸流量が正しく検知されることになる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第３の特徴は、前記流路は第１流路（１）と第２流路（２）から構成され、前記第１流路（１）と前記第２流路（２）との接合部（１２、２１）はフランジ状に成形されていることである。

上記構成では、第１流路（１）と第２流路（２）との接合部（１２、２１）における接合面積が大きくなる。これにより接合部（１２、２１）に面積の大きいフィルタ（３）を設置することが可能となる。その結果、フィルタ（３）の濾過効率が高くなると共に、呼吸ガスの流れに対する抵抗が小さくなり、呼吸ガスの流れが安定するようになる。さらに、フィルタ（３）を接合部（１２、２１）に安定に保持することが可能となる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第４の特徴は、前記圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）は、前記接合部（１２、２１）内側の最も低い位置より高い位置に設けられていることである。

上記構成では、フィルタ（３）でトラップ（捕捉）された被検者の唾液・雑菌等が、圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）を通って計測器本体（５０）に侵入し難くなる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第５の特徴は、前記接合部（１２、２１）が、前記フィルタ（３）を両側から挟み込むクランプ板（１２ａ、２１ａ）を備えることである。

上記構成では、クランプ板（２１ａ、２１ａ）によってフィルタ（３）を安定に保持することが可能となる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第６の特徴は、前記クランプ板（１２ａ、２１ａ）は、三角形状を成し前記接合部（１２、２１）の内周面に直交して径方向に沿って設けられていることである。

上記構成では、クランプ板（１２ａ、２１ａ）は接合部（１２、２１）の径方向に沿って設けられているため、第１流路（１）又は第２流路（２）の各内部を流れる呼吸ガスがクランプ板（１２ａ、２１ａ）によって整流される。これにより、第１流路（１）又は第２流路（２）の各内部を流れる呼吸ガスの流れが安定するようになる。その結果、フローセンサ（１００）から出力信号が安定するようになる。これにより、フローセンサ（１００）の計測精度が向上するようになる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第７の特徴は、隣り合う２つの前記クランプ板（１２ａ、２１ａ）の間には被検者の呼吸ガスを一時的に溜めるガス溜め部（１２ｃ、２１ｃ）が形成されることである。

上記構成では、上記ガス溜め部（１２ｃ、２１ｃ）は、被検者の呼吸ガスの流れが乱れる（呼吸ガスの圧力が変動する）場合、バッファーゾーンとして機能して呼吸ガスの流れを安定させるように作用する。その結果、フローセンサ（１００）から出力信号が安定するようになる。これにより、フローセンサ（１００）の計測精度が向上するようになる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第８の特徴は、前記接合部（１２、２１）は、前記クランプ板（１２ａ、２１ａ）を互いに突き合う位置で位置決めする位置決め手段（１２ｂ、２１ｂ）を備えることである。

上記構成では、クランプ板（１２ａ、２１ａ）は、互いに突き合う位置で位置決めされるため、フィルタ（３）はクランプ板（１２ａ、２１ａ）によって安定に保持されることになる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第９の特徴は、前記流路（２）の内周面のうちで、被検者から見た場合の前記抵抗体（４）の後段に呼吸ガスの流れを安定させる整流板（２３）が設けられていることである。

上記構成では、整流板（２３）によって被検者の吸気ガスの流れが層流になり抵抗体（４）の前後において安定した圧力を検出することが出来るようになる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第１０の特徴は、前記フローセンサ（１００）は一人の被検者の呼吸機能検査のために使用されることである。

上記構成では、フローセンサ（１００）は一人の被検者のみに特化した”使い捨てタイプ”として使用されることになる。これにより検査を終えた前の被検者の唾液・雑菌等が、これから検査を受ける後の被検者に伝染しなくなる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第１１の特徴は、基準流量を流した時の前記抵抗体（４）の前後に発生する圧力差についての較正係数については、読み取り機（５９）が読み取り可能なコードと数値によってフィルム（６）上に記載され、前記フィルム（６）は前記第１流路（１）又は前記第２流路（２）の表面に貼られていることである。

上記較正では、上記較正係数については読み取り機（５９）によって読み取られるため、オペレータの入力作業が簡素化され、これにより、検査時間が大幅に短縮されることになる。同時に入力ミス等のヒューマンエラーを防止することが可能となる。

本手段に係る呼吸機能検査用フローセンサの第１２の特徴は、前記フィルム（６）上に前記フローセンサに係る製品ロット番号が、前記読み取り機（５９）が読み取り可能なコード又は文字・数字によって記載されていることである。

上記較正では、各フローセンサ単体の較正係数を製造ロット毎に調整することより、使い捨てタイプのフローセンサの計測精度管理が可能となる。これにより、本フローセンサについての品質管理（トレーサビリィティ）が向上する。

本手段の呼吸機能検査用フローセンサによれば、被検者の唾液・雑菌等が計測器本体側に侵入し難く且つ前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染し難い構造を有し、計測精度が高い呼吸機能検査用フローセンサとすることが可能となる。

特に、被検者の唾液・雑菌等を濾過するフィルタ（３）が、被検者から見た場合、被検者の呼吸ガスの圧力を検出する圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）の前段に設けられている。これにより、被検者の呼吸ガスに含まれる唾液・雑菌等がフィルタ（３）によって捕捉され計測器本体（５０）側に侵入することはなくなる。一方、仮に従来のフローセンサを介して前の被検者の唾液・雑菌等が計測器本体（５０）側に残存する場合であっても、フィルタ（３）によって捕捉されるため、前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染することはなくなる。

また、被検者の呼吸ガスの圧力を検出する圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）は、接合部（１２、２１）内側の最も低い位置より高い位置に設けられている。これにより、フィルタ（３）によって捕捉された被検者の唾液・雑菌等が圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）に侵入し難くなる。それに加えて、本手段の呼吸機能検査用フローセンサは、一人の被検者のみに特化した”使い捨てタイプ”として使用されることになるため、前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染しなくなる。

また、フィルタ（３）を固定する各クランプ板（１２ａ、２１ａ）は、略三角形状を成し接合部の内周面に直交して径方向に沿って設けられている。さらに隣り合う２つのクランプ板（１２ａ、２１ａ）の間には被検者の呼吸ガスを一時的に溜めるガス溜め部（１２ｃ、２１ｃ）を形成している。これにより、クランプ板（１２ａ、２１ａ）は呼吸ガスを整流すると共に、隣り合う２つのクランプ板（１２ａ、２１ａ）の間に形成されたガス溜め部（１２ｃ、２１ｃ）は、呼吸ガスの圧力変動が変動する場合、バッファーゾーンとして機能して呼吸ガスの流れを安定させるように作用する。その結果、フローセンサ（１００）からの出力信号が安定するようになる。これにより、フローセンサ（１００）の計測精度が向上するようになる。

第１実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサを示す説明図である。 第１流路のＡ方向矢視図である。 第２流路のＢ方向矢視図である。 本フローセンサから出力される計測信号を処理する計測器本体の構成を示すブロック図である。 差圧センサの計測原理を示す説明図である。 Ａ／Ｄ変換器の原理を示す説明図である。 Ｄ／Ａ変換器の原理を示す説明図である。 第２実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサを示す説明図である。 第３実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサを示す説明図である。 図９のＡ矢視図である。 第４実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサ及び計測器本体を示す説明図である。

以下、添付図面を参照して実施形態を詳細に説明する。

図１は、第１実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサ１００を示す説明図である。

この呼吸機能検査用フローセンサ（以下、「本フローセンサ」という。）１００は、被検者の口に装着されて被検者が吸う吸気ガス又は吐き出す呼気ガスの流量を測定するための流量検出部である。なお、本フローセンサ１００によって検出される情報（信号）は、流量と１対１の関係（線形関係）を有する圧力差信号（抵抗体４の前後における差圧信号）である。この差圧信号は後述する計測器本体５０（図４）に取り込まれ、この差圧信号に基づいて対応する流量信号に変換されることになる。この信号処理については図４を参照しながら後述する。また、「吸気ガス」又は「呼気ガス」については総称して「呼吸ガス」と言う場合がある。

本フローセンサ１００は、被検者の口内に連通する第１流路１と、外気（大気）に連通する第２流路２と、被検者の息に含まれる唾液・雑菌等が、計測器本体５０（図４）内部に侵入することを阻止するフィルタ３と、呼吸ガスについて圧力降下を発生させる抵抗体４と、抵抗体４のフィルタ３側の圧力（静圧）を検出する第１圧力検出ポート５ａと、抵抗体４のフィルタ３と反対側の圧力（静圧）を検出する第２圧力検出ポート５ｂと、を具備して構成される。

２つの圧力検出ポート５ａ,５ｂは、被検者から見た場合、フィルタ３の後段（下流側）で、且つ第１流路１と第２流路２との接合部内側の最も低い位置Ｈmin（図２、図３）より高いところに位置している。これにより、被検者の呼吸ガスに含まれる唾液・雑菌等がフィルタ３によって捕捉され、計測器本体５０（図４）側に侵入することはなくなる。一方、仮に従来のフローセンサを介して前の被検者の唾液・雑菌等が計測器本体５０（図４）側に残存する場合であっても、フィルタ３によって捕捉されるため、前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染することはなくなる。

また、フィルタ３によって捕捉された被検者の唾液・雑菌等は、第１流路１と第２流路２との接合部内側の最も低い位置Ｈmin（図２、図３）に集められる。２つの圧力検出ポート５ａ,５ｂは、第１流路１と第２流路２との接合部内側の最も低い位置Ｈmin（図２、図３）より高いところに位置しているため、被検者の唾液が計測器本体５０（図４）に侵入しにくくなる。以下、各構成について更に説明する。

第１流路１の形状について、第２流路２と対向する端部がフランジ状に成形された第１フランジ部１２を成している。第１フランジ部１２にはフィルタ３が装着され、フィルタ３は第１流路１の第１フランジ部１２と第２流路２の第２フランジ部２１によってサンドイッチされて固定される。

第１フランジ部１２には、フィルタ３を押しつける第１クランプ板１２ａが９０°間隔に４個形成されている。第１クランプ板１２ａは一定幅の三角形状の板を成している。第１クランプ板１２ａと第１クランプ板１２ａとの間は空間を形成している。これについては、図２を参照しながら後述する。

また、第１フランジ部１２の径方向外側には凹部１２ｂが形成されている。この凹部１２ｂには、第２流路２の第２フランジ部２１の凸部２１ｂが嵌まることになる。これについては、図２を参照しながら後述する。

第１フランジ部１２の図上右方向に沿って、内径が曲線状に縮径した第１Ｒ部１１ａと、内径が一定である第１直管部１１と、外径が縮径した第１縮径部１１ｂと、内径が直線状に縮径したテーパー部１１ｃとがシリアルに連続している。第１縮径部１１ｂ及びテーパー部１１ｃにマウスピース（図示せず）が装着されることになる。

一方、第２流路２の形状について、第１流路１と対向する端部がフランジ状に成形された第２フランジ部２１を成している。第２フランジ部２１にはフィルタ３が装着され、フィルタ３は第１流路１の第１フランジ部１２と第２流路２の第２フランジ部２１によってサンドイッチされて固定される。

従って、第２フランジ部２１にも、フィルタ３を押しつける第２クランプ板２１ａが９０°間隔に４個形成されている。第２クランプ板２１ａは一定幅の略三角形状の板を成している。第２クランプ板２１ａと第２クランプ板２１ａとの間は空間を形成している。これについては、図３を参照しながら後述する。

また、第２フランジ部２１の径方向外側には、第１流路１の第１フランジ部１２の凹部１２ｂに嵌合する凸部２１ｂが形成されている。これについては、図３を参照しながら後述する。

また、第２フランジ部２１の図上左方向に沿って、内径が曲線状に縮径した第２Ｒ部２２ａと、外径が一定である第２直管部２２とがシリアルに連続している。

第２直管部２２の内周面について、内径が縮径した第２縮径部２２ｂが成形されている。これにより、第２直管部２２の内周面と第２縮径部２２ｂとによって抵抗体４を収容する段差が形成され、その段差に抵抗体４が嵌まることになる。なお、抵抗体４は第２Ｒ部２２ａ及び第２縮径部２２ｂと一体に成形されていても良い。

フィルタ３は、例えばガス用疎水性フィルタであり、呼吸ガス中に含まれる唾液、雑菌、微小異物やスケールを捕捉する。なお、フィルタ３の材質については、殺菌可能であり且つ過度の吸入抵抗または吐出抵抗にならずに、唾液、雑菌、微小異物やスケール等を好適に捕捉することができるものであれば、材質は特に問わない。

特に、抵抗体４がメッシュ構造の場合、被検者の息に含まれる唾液が抵抗体４に付着すると表面張力により、メッシュの目が唾液で埋まってしまう。その結果、抵抗体４での圧力損失が実際よりも大きく検知され、これにより誤ったフロー（呼吸流量）が検知されることになる。しかし、フィルタ３により唾液がフローを検出する抵抗体４に到達しなくなるため、抵抗体４での圧力損失が正しく検知され、これにより正しいフロー（呼吸流量）が検知されることになる。

抵抗体４は、呼吸ガスが抵抗体４を通過する際に、抵抗体４の前後に圧力差（差圧）を発生させるものである。差圧を発生させる機構としては、例えばオリフィス構造、網目（メッシュ）構造、ルーバー構造を使用することができる。

なお、差圧と流量の関係式について、第１圧力検出ポート５ａ側の圧力と流速と流路断面積を（Ｐ１、Ｖｅ１、Ｓ１）と、第２圧力検出ポート５ｂ側の圧力と流速と流路断面積を（Ｐ２、Ｖｅ２、Ｓ２）と、呼吸ガスの密度をρとし、呼吸ガスが抵抗体４を通過する際に生じるエネルギー損失を無視する場合、ベルヌーイの定理より下記式１が成立する。
（式１）：１／２ρＶｅ１^２＋Ｐ１＝１／２ρＶｅ２^２＋Ｐ２

また、連続の式より、下記式２が成立する。
（式２）：ρ・Ｖｅ１・Ｓ１＝ρ・Ｖｅ２・Ｓ２

式２より、下記式３が成立する。
（式３）：Ｖｅ１＝Ｖｅ２・（Ｓ２／Ｓ１）＝ｍ・Ｖｅ２、但しｍ≡Ｓ２／Ｓ１。

式３を式１に代入して、Ｖｅ２について解くと下記式４が成立する。
（式４）：Ｖｅ２＝√［２／｛ρ（１－ｍ^２）｝・（Ｐ１－Ｐ２）]

式４から、流量Ｑと差圧ΔＰ（≡Ｐ１－Ｐ２）についての下記式５が成立する。
（式５）：Ｑ＝Ｓ２・Ｖｅ２＝Ｓ２・Ｃ・√ΔＰ、但しＣ≡√［２／｛ρ（１－ｍ^２）｝］。

上記Ｃ及び流路断面積Ｓ２は共に定数より、式５よりΔＰが求まる場合、流量Ｑは一意的に求まることになる。しかし、前述した通り、式５は呼吸ガスが抵抗体４を通過する際に生じるエネルギー損失等は無視しているため、流量Ｑを求める際に式５をそのまま使用することはできない。式５において補正係数Ｋを決める必要がある。補正係数Ｋについては、例えば実流量Ｑを流し、その時発生する実差圧ΔＰを取得するキャリブレーション（較正）を実施することにより、決定される。

従って、補正係数Ｋを考慮した流量Ｑと差圧ΔＰ（≡Ｐ１－Ｐ２）については下記式６が成立する。
（式６）：Ｑ＝Ｋ・Ｓ２・Ｃ・√ΔＰ、但しＣ≡√［２／｛ρ（１－ｍ^２）｝］。

一方、差圧ΔＰは計測器本体５０の差圧センサ５２によって計測される。差圧ΔＰと差圧センサ５２の出力電圧Ｖ_２と間には下記式７が成立する。
（式７）：ΔＰ＝Ｋ’・Ｖ_２、但しＫ’は較正係数。
結局、式７を式６に代入することにより、流量Ｑは差圧センサの出力電圧Ｖ_２から下記式８に示す通り一意的に求められる。
（式８）：Ｑ＝Ｋ・Ｓ２・Ｃ・√ΔＰ＝Ｋ・Ｓ２・Ｃ・√（Ｋ’・Ｖ_２）

第１圧力検出ポート５ａは、抵抗体４を通過する呼吸ガスのフィルタ３側の圧力（静圧）を検出する。第１圧力検出ポート５ａは、内部が貫通した直管形状を成している。第１圧力検出ポート５ａは、例えば第２流路２に一体に成形される。或いは、別体で成形し第２流路２に後付けで取り付けることも可能である。

第２圧力検出ポート５ｂは、抵抗体４を通過する呼吸ガスのフィルタ３と反対側の圧力（静圧）を検出する。第２圧力検出ポート５ｂも、内部が貫通した直管形状を成している。第２圧力検出ポート５ｂは、例えば第２流路２に一体に成形される。或いは、別体で成形し第２流路２に後付けで取り付けることも可能である。

図２は、第１流路１のＡ方向矢視図である。
第１フランジ部１２の端面は、環状端面１２ｅを成している。環状端面１２ｅはフィルタ３の外周部を支持している。その環状端面１２ｅに連結した第１クランプ板１２ａが第１フランジ部１２に直交して９０°の間隔で４個形成されている。第１クランプ板１２ａはフィルタ３の径方向外側を支持している。

また、第１クランプ板１２ａの径方向外側延長線上には、第２フランジ部２１の凸部２１ｂが嵌まる凹部１２ｂがそれぞれ形成されている。第１フランジ部１２の凹部１２ｂに第２フランジ部２１の凸部２１ｂが嵌合することにより、第１流路１の第１クランプ板１２ａと第２流路２の第２クランプ板２１ａがちょうど重なる位置に位置決めされることになる。その結果、フィルタ３がズレることなく安定に保持されることになる。

また、第１クランプ板１２ａは、略三角形状を成す板が第１フランジ部１２に直交して９０°の間隔で形成されている。第１クランプ板１２ａは、フィルタ３を通過する前の被検者の吐いた息の流れ（呼吸ガスの流れ）を整流するように作用する。

また、隣り合う第１クランプ板１２ａと第１クランプ板１２ａとの間には、呼吸ガスを一時的に溜める第１ガス溜め部１２ｃ（バッファゾーン、図２のハッチング部分）が形成される。この第１ガス溜め部１２ｃは、呼吸ガスの圧力変動に対し緩衝作用を発揮する。この第１ガス溜め部１２ｃによって、第１流路１を流れる呼吸ガスの流れが安定するようになる。これにより、呼吸ガスが抵抗体４を通過する際の差圧が安定し、本フローセンサ１００を使用した計測器本体５０の計測精度が向上するようになる。

図３は、第２流路２のＢ方向矢視図である。

第２フランジ部２１の端面は、環状端面２１ｅを成している。環状端面２１ｅはフィルタ３の外周部を支持している。その環状端面２１ｅに連結した第２クランプ板２１ａが第２フランジ部２１に直交して９０°の間隔で４個形成されている。第２クランプ板２１ａはフィルタ３の径方向外側を支持している。

また、第２クランプ板２１ａの径方向外側延長線上には、第１フランジ部１２の凹部１２ｂに嵌まる凸部２１ｂがそれぞれ形成されている。第２フランジ部２１の凸部２１ｂが第１フランジ部１２の凹部１２ｂに嵌合することにより、第１流路１の第１クランプ板１２ａと第２流路２の第２クランプ板２１ａがちょうど重なる位置に位置決めされることになる。その結果、フィルタ３がズレることなく安定に保持されることになる。

また、第２クランプ板２１ａは、略三角形状を成す板が第２フランジ部２１に直交して９０°の間隔で形成されている。第２クランプ板２１ａは、フィルタ３を通過した被検者の吐いた息の流れ（呼吸ガスの流れ）を整流するように作用する。

また、隣り合う第２クランプ板２１ａと第２クランプ板２１ａとの間には、呼吸ガスを一時的に溜める第２ガス溜め部２１ｃ（バッファゾーン、図３のハッチング部分）が形成される。この第２ガス溜め部２１ｃは、呼吸ガスの圧力変動に対し緩衝作用を発揮する。この第２ガス溜め部２１ｃによって、第２流路２を流れる呼吸ガスの流れが安定するようになる。これにより、呼吸ガスが抵抗体４を通過する際の差圧が安定し、本フローセンサ１００を使用した計測器本体５０の計測精度が向上するようになる。

また、第１圧力検出ポート５ａ及び第２検出ポート５ｂ（図示せず）が、接合部内側の最も低い位置より高い位置に設けられている。これにより、フィルタ３によって捕捉された被検者の唾液・雑菌等が第１圧力検出ポート５ａ及び第２検出ポート５ｂに侵入し難くなる。それに加えて、本フローセンサ１００は、一人の被検者のみに特化した”使い捨てタイプ”として使用されることになるため、前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染しなくなる。

図４は、本フローセンサ１００から出力される計測信号を処理する計測器本体５０の構成を示すブロック図である。
この計測器本体５０は、第１圧力検出ポート５ａで検知された圧力を差圧センサ５１に伝搬する第１圧力伝搬チューブ５１ａと、第２圧力検出ポート５ｂで検知された圧力を差圧センサ５１に伝搬する第２圧力伝搬チューブ５１ｂと、抵抗体４の前後における差圧ΔＰを対応する電気信号に変換する差圧センサ５１と、差圧センサ５１が出力する電気信号（アナログ信号）を所定のディジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器５２と、変換されたディジタル信号を基に第２流路２を流れた呼吸ガスの流量Ｑを算出するＣＰＵ５３と、Ａ／Ｄ変換器５２が出力する差圧センサ５１の出力信号に係るディジタル信号を一時的に保存するＲＡＭ５４、ＣＰＵ５３が演算する流量Ｑと差圧センサ５１の出力電圧Ｖ_２との較正式（関係式）又は計測結果を保存するＲＯＭ５５と、オペレータからのプログラムの実行要求またはプログラムの実行結果を表示する液晶ディスプレイ５６と、ＣＰＵ５３からのディジタル信号を対応するアナログ電圧を生成するＤ／Ａ変換器５７と、計測器本体５０の操作ガイダンスを音声にて出力するスピーカー５８とを具備して構成される。以下、各構成について更に説明する。

第１圧力伝搬チュープ５１ａ、第２圧力伝搬チューブ５１ｂは、各圧力検出ポート５ａ,５ｂで検出された圧力が途中で減衰することがないように、金属製チューブ若しくは樹脂製チューブから作られる。

差圧センサ５１は、第１圧力検出ポート５ａで検出された圧力を受圧する第１圧力入力ポート５１ｃと、第２圧力検出ポート５ｂで検出された圧力を受圧する第２圧力入力ポート５１ｄとを備え、例えば半導体ひずみセンサによって構成されている。図５に示されるように、半導体ひずみセンサは、例えばシリコンのダイヤフラム上に金属電極を蒸着してシリコン可動電極ＭＥを作り、その両側に極板面積Ｓの第１固定電極ＦＥ１と第２固定電極ＦＥ２を極板間隔ｄでそれぞれ配置して、可変容量型コンデンサーを構成することにより実現される。

すなわち、第１固定電極ＦＥ１と第２固定電極ＦＥ２との間に一定の電源電圧Ｅを印加した場合、第２固定電極ＦＥ２とシリコン可動電極ＭＥとの間の第２電圧Ｖ_２は、下記式９に示す通り求められる。
（式９）：Ｖ_２＝Ｃ１／（Ｃ１＋Ｃ２）×Ｅ
なお、Ｃ１は第１固定電極ＦＥ１とシリコン可動電極ＭＥとの間の静電容量（以下「第１静電容量」という。）を意味しているものとする。また、Ｃ２は第２固定電極ＦＥ２とシリコン可動電極ＭＥとの間の静電容量（以下「第２静電容量」という。）を意味しているものとする。

従って、図５（ａ）に示される通り、差圧ΔＰ（＝Ｐ１－Ｐ２）が発生していない場合、シリコン可動電極ＭＥは中立の位置で静止することになる。この場合、第１静電容量Ｃ１と第２静電容量Ｃ２は下記式１０に示される通り等しくなる。その結果、第２電圧Ｖ_２は、Ｅ／２を示すことになる。
（式１０）：Ｃ１＝Ｃ２＝εＳ／ｄ
なお、ε、Ｓ、ｄはそれぞれ誘電率、極板面積、極板間隔である。

一方、図５（ｂ）に示される通り、第１圧力Ｐ１が第２圧力Ｐ２よりも大きくなり差圧ΔＰが発生する場合、シリコン可動電極ＭＥは中立の位置から図上左方にｘだけひずみ変位することになる。この場合、第１固定電極ＦＥ１とシリコン可動電極ＭＥとの間の極板間隔は、ｄからｄ＋ｘになると共に、第２固定電極ＦＥ２とシリコン可動電極ＭＥとの間の極板間隔は、ｄからｄ－ｘになる。その結果、第１静電容量Ｃ１と第２静電容量Ｃ２は、下記式１１及び式１２に示される通り変化する。
（式１１）：Ｃ１＝εＳ／（ｄ＋ｘ）
（式１２）：Ｃ２＝εＳ／（ｄ－ｘ）

その結果、第２固定電極ＦＥ２とシリコン可動電極ＭＥとの間の第２電圧Ｖ_２は、下記式１３の値を示すことになる。
（式１３）：Ｖ_２＝Ｃ１／（Ｃ１＋Ｃ２）×Ｅ＝（ｄ－ｘ）／２ｄ×Ｅ

上記式１３は、第２電圧Ｖ_２とシリコン可動電極ＭＥのひずみ変位ｘは、比例関係（Ｖ_２∝ｘ）であることを示している。他方、シリコン可動電極ＭＥのひずみ変位ｘと差圧ΔＰは比例関係（ｘ∝ΔＰ）にある。従って、第２電圧Ｖ_２と差圧ΔＰは比例関係（Ｖ_２∝ΔＰ）になる。従って、予め、差圧ΔＰと第２電圧Ｖ_２との較正式（上記式７）を取得することにより、第２電圧Ｖ_２の値から差圧ΔＰが求められる。従って、流量Ｑは差圧センサの出力電圧Ｖ_２から上記式８に示す通り一意的に求められる。なお、この第２電圧Ｖ_２は、Ａ／Ｄ変換器５２に取り込まれ、所定ビット数のディジタル信号に変換される。

Ａ／Ｄ変換器５２は、例えば逐次比較形Ａ／Ｄ変換器を使用することができる。図６に示されるように、逐次比較形Ａ／Ｄ変換器は、比較器とＤ／Ａ変換器を用いて最上位の第ｎビットＱｎから順番に１ビットずつディジタル変換するものである。変換原理は、いったん第ｎビットＱｎを”Ｈ”と設定してみてＤ／Ａ変換器に入力し、その出力電圧Ｖ_ＤＡを比較器によってアナログ電圧（第２電圧Ｖ_２）と比較し、Ｖ_２＞Ｖ_ＤＡならば、第ｎビットＱｎは”Ｈ”であると決定し、逆にＶ_２≦Ｖ_ＤＡならば、第ｎビットＱｎは”Ｌ”であると決定する。次に第ｎ－１ビットＱｎ－１を”Ｈ”であると仮定し、同様の比較動作を行うことによりｎビット全てを順次、試行錯誤的に決定していくというものである。

Ａ／Ｄ変換は、逐次比較レジスタがＣＰＵ５３からの変換開始入力信号を受信するタイミングで開始される。また、ｎビット全てが決定されたときにＡ／Ｄ変換は終了する。この場合、逐次比較レジスタからＣＰＵ５３に変換終了出力信号が送信される。変換終了出力信号を受信したＣＰＵ５３は、出力ポートをデータバスに対し切断状態から接続状態にする。出力ポートがデータバスに接続されると、差圧（第２電圧Ｖ_２）に係るディジタル信号Ｖ_２Ｄは、ＲＡＭ５４に保存される。ＣＰＵ５３は、ＲＯＭ５５に格納された「第２電圧Ｖ_２と流量Ｑの較正式」（上記式８）をＲＡＭ５４に読み込んで、その較正式にディジタル信号Ｖ_２Ｄを代入して流量Ｑを算出する。ＣＰＵ５３によって算出された流量Ｑは、被検者の個人データ（性別、年齢等）と共にＲＯＭ５５に保存される。

一方、ＲＯＭ５５に保存された流量Ｑは、液晶ディスプレイ５６のコントローラ５６ａに送信される。コントローラ５６ａは、ＣＰＵ５３からの制御信号に基づいてＬＣＤドライバー５６ｂを駆動して液晶ディスプレイ５６の所定位置に流量Ｑを表示させる。

液晶ディスプレイ５６は、複数のタッチセンサ（図示せず）を備え、オペレータの計測プログラムの開始／停止要求、被検者の個人データを入力することができる。

ＲＯＭ５５にはガイドに係る音声データについても格納されている。従って、例えばオペレータが液晶ディスプレイ５６において計測プログラムの開始ボタン（アイコン）を押した場合、その開始に係る制御信号が液晶ディスプレイ５６のコントローラ５６ａからＣＰＵ５３に送信される。

開始に係る制御信号を受け取ったＣＰＵ５３は、ＲＯＭ５５に格納されたガイドに係る音声データ（ディジタル信号）を読み込んでＤ／Ａ変換器５７によって対応するアナログ信号に変換し、そのアナログ信号をスピーカー５８に印加する。その結果、スピーカー５８からガイドに係る音声データ（アナログ信号）が出力されることになる。なお、Ｄ／Ａ変換器５７は、図７に示されるように、例えば電流加算形Ｄ／Ａ変換器によって構成することが可能である。

以上の通り、本実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサ１００によれば、被検者の唾液・雑菌等を濾過するフィルタ３が、被検者から見た場合、被検者の呼吸ガスの圧力を検出する第１圧力検出ポート５ａ及び第２圧力検出ポート５ｂの前段に設けられている。これにより、被検者の呼吸ガスに含まれる唾液・雑菌等がフィルタ３によって捕捉され計測器本体５０側に侵入することはなくなる。一方、仮に従来のフローセンサを介して前の被検者の唾液・雑菌等が計測器本体５０側に残存する場合であっても、前の被検者の唾液・雑菌等はフィルタ３によって捕捉されるため、前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染することはなくなる。

また、被検者の呼吸ガスの圧力を検出する第１圧力検出ポート５ａ及び第２圧力検出ポート５ｂは、第１フランジ部１２と第２フランジ部２１の接合部内側の最も低い位置より高い位置に設けられている。これにより、フィルタ３によって捕捉された被検者の唾液・雑菌等が第１圧力検出ポート５ａ及び第２圧力検出ポート５ｂに侵入し難くなる。それに加えて、本実施形態の呼吸機能検査用フローセンサ１００は、一人の被検者のみに特化した”使い捨てタイプ”として使用されることになるため、前の被検者の唾液・雑菌等が後の被検者に伝染しなくなる。

また、フィルタ３を固定する第１クランプ板１２ａ及び第２クランプ板２１ａは、略三角形状を成し、第１フランジ部１２と第２フランジ部２１との接合部の内周面に直交して径方向に沿って設けられている。さらに隣り合う２つの第１クランプ板１２ａ,１２ａ、或いは２つの第２クランプ板２１ａ,２１ａの間には被検者の呼吸ガスを一時的に溜める第１ガス溜め部１２ｃ、第２ガス溜め部２１ｃをそれぞれ形成している。これにより、各第１クランプ板１２ａ、第２クランプ板２１ａは呼吸ガスを整流すると共に、隣り合う２つの第１クランプ板１２ａ,１２ａ、或いは第２クランプ板２１ａ,２１ａの間に形成された第１ガス溜め部１２ｃ、第２ガス溜め部２１ｃは、呼吸ガスの圧力変動が変動する場合、バッファーゾーンとして機能して呼吸ガスの流れを安定させるように作用する。その結果、本呼吸機能検査用フローセンサ１００からの出力信号が安定するようになる。これにより、本呼吸機能検査用フローセンサ１００の計測精度が向上するようになる。

以上、図面を参照しながら、呼吸機能検査用フローセンサの第１実施形態について説明してきたが、呼吸機能検査用フローセンサの形態は上記実施形態だけに限定されるものではなく、上記実施形態に種々の変更・修正を加えることが可能である。例えば、抵抗体４については、呼吸ガスが流れる際に差圧を安定に発生させ、且つ流路内に固定されるものであればよく、メッシュ状、ルーバー状、又はオリフィス状だけに限られない。

（第２実施形態）
図８は、第２実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサ２００を示す説明図である。この呼吸機能検査用フローセンサ２００は、上記呼吸機能検査用フローセンサ１００から第１圧力検出ポート５ａ及び第２圧力検出ポート５ｂをなくしたものに相当する。従って、それ以外の構成については上記呼吸機能検査用フローセンサ１００と同じである。

呼吸機能検査用フローセンサ２００では、呼吸ガスが流れたときの抵抗体４の前後における圧力（Ｐ１、Ｐ２）を検出する圧力検出部が、所定の内径を有する貫通穴の第１圧力検出穴５ａ’及び第２圧力検出穴５ｂ’によって構成されている。この場合、差圧センサ５１（図４）に圧力をそれぞれ伝搬する第１圧力伝搬チューブ５１ａ及び第２圧力伝搬チューブ５１ｂは、第１圧力検出穴５ａ’、第２圧力検出穴５ｂ’にシール材（図示せず）を介して直接挿入されることになる。

なお、被検者から見た場合の抵抗体４の後段の圧力（第２圧力Ｐ２）は、殆ど大気圧（Ｐatm）に等しくなるため、第２圧力検出穴５ｂ’及び第２圧力伝搬チューブ５１ｂがなくても、第１圧力検出穴５ａ’及び第１圧力伝搬チューブ５１ａのみで抵抗体４の前後の差圧（Ｐ１－Ｐatm）を検出することは可能であるように思われる。

しかし、呼吸検査時においては、被検者の上体は前後に揺れるため、第１圧力伝搬チューブ５１ａ及び第２圧力伝搬チューブ５１ｂも被検者の上体の揺れに連動して揺れることになる。その結果、チューブの揺れに伴うノイズ（ｐＮ）が圧力信号（Ｐ１）に混入することになる。従って、第１圧力伝搬チューブ５１ａのみで圧力を伝搬する場合、差圧センサ５１が計測する差圧ΔＰは、Ｐ１＋ｐＮ－Ｐatmとなり、ノイズ（ｐＮ）を差圧センサ５１は信号として計測することなる。他方、第１圧力伝搬チューブ５１ａ及び第２圧力伝搬チューブ５１ｂで圧力を伝搬する場合、差圧センサ５１が計測する差圧ΔＰは、Ｐ１＋ｐＮ－（Ｐatm＋ｐＮ）＝Ｐ１－Ｐatmとなり、ノイズ（ｐＮ）は互いにキャンセルされ信号として計測されることはない。従って、呼吸検査時においては、第２圧力検出穴５ｂ’及び第２圧力伝搬チューブ５１ｂが必要となる。

（第３実施形態）
図９及び図１０は、第３実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサ３００を示す説明図である。なお、図１０は図９のＡ矢視図である。この呼吸機能検査用フローセンサ３００は、上記呼吸機能検査用フローセンサ１００又は呼吸機能検査用フローセンサ２００に対し、呼吸ガスの流れを層流にする整流板２３が第２直管部２２の内周面に形成されている。従って、それ以外の構成については上記呼吸機能検査用フローセンサ１００又は呼吸機能検査用フローセンサ２００と同じである。

図１０に示されるように、整流板２３は矩形板が第２直管部２２の中心軸ＣＬに関して放射状に、例えば９０°間隔で形成されている。整流板２３を第２直管部２２内周面に設けることによって、被検者の吸気ガスの流れが層流になり抵抗体４の前後において安定した圧力を検出することが出来るようになる。これにより、フローセンサの計測精度が向上するようになる。なお、整流板２３は、第２直管部２３に対し別体であっても良い。

（第４実施形態）
図１１は、第４実施形態に係る呼吸機能検査用フローセンサ４００及び計測器本体５０’を示す説明図である。この呼吸機能検査用フローセンサ４００は、流量と差圧との間の較正係数がバーコードフィルム６上に記載され、そのバーコードフィルム６が、例えば第１流路１の表面上に貼られている。この計測器本体５０’は、バーコードフィルム６に含まれる情報を読み取るバーコードリーダ５９を備えている。なお、ここで言う「流量と差圧との間の較正係数」とは、上記フローセンサ４００単体についての「流量と差圧との間の較正係数」（以下、「センサ単体の較正係数」という。）を意味している。例えば、上記式６中の補正係数Ｋに相当するものである。

バーコードフィルム６に含まれる情報としては、センサ単体の較正係数の他、上記フローセンサ４００に係る製品ロット番号、シリアル番号等が挙げられる。センサ単体の較正係数については、数字でもバーコードフィルム６上に表記されている。

なお、呼吸機能検査用フローセンサ４００は、一人の被検者の検査のみに特化した”使い捨てタイプ”として使用されることになるため、フローセンサ１個ずつの較正ができない。そこで、上記較正係数の調整を、製品ロット単位で行うことにより、”使い捨てタイプ”のフローセンサ単体の精度管理を行っている。

すなわち、同一製品ロットの各上記フローセンサ４００について、第１圧力検出ポート５ａ及び第２圧力検出ポート５ｂにマノメータ等の水柱式差圧計を接続して、上記フローセンサ４００に一定流量（基準流量として、例えば、１Ｌ／ｓ）の空気を流し、差圧を実際に計測することにより、較正係数の調整が行われる。具体的には較正係数の調整は以下のように行われる。

今、上記フローセンサ４００は、例えば基準流量１Ｌ／ｓの空気を流した際に、抵抗体４の前後に１ｃｍＨ_２Ｏの差圧が発生するように設計されているものとする。従って、基準流量１Ｌ／ｓの空気を流した際に、抵抗体４の前後に１ｃｍＨ_２Ｏの差圧が発生する場合、その較正係数は１.０００となる。

他方、例えば基準流量１Ｌ／ｓの空気を流した際に１.１ｃｍＨ_２Ｏの差圧が計測される場合、較正係数が１.０００のままでは、計測器本体５０’は実流量より多めに呼吸量を計測することになる。従って、この場合、較正係数を１.０００から０.９０９（＝１／１.１）に調整する必要がある。そして、調整された較正係数は、０.９０９としてバーコードフィルム６上にコード化されることになる。

逆に、例えば基準流量１Ｌ／ｓの空気を流した際に０．９ｃｍＨ_２Ｏの差圧が計測される場合、較正係数が１.０００のままでは、計測器本体５０’は実流量より少なめに呼吸量を計測することになる。従って、この場合、較正係数を１.０００から１.１１１（＝１／１.１）に調整する必要がある。そして、調整された較正係数は、１.１１１としてバーコードフィルム６上にコード化されることになる。

上記フローセンサ４００に貼られたバーコードフィルム６については、バーコードリーダ５９によって読み出される。読み出されたセンサ単体の較正係数は、バーコードリーダ５９からＣＰＵ５３に送信される。ＣＰＵ５３は、例えばＲＯＭ５５に保存されている流量Ｑを算出するための上記式８を修正する。このように、上記呼吸機能検査用フローセンサ４００及び計測器本体５０’を使用することにより、フローセンサ単体の較正係数が自動的に最適化されるため、フローセンサ４００の計測精度が向上するようになる。また、オペレータはセンサ単体の較正係数を手入力する必要がないため、検査時間が大幅に短縮されることになると共に、入力ミス等のヒューマンエラーが起きなくなる。

また、上記較正係数の調整を、製品ロット単位で行うことにより、”使い捨てタイプ”のフローセンサ単体の精度管理を適切に行うことが可能となる。

バーコードフィルム６が貼られる位置については、第１流路１又は第２流路２の外表面であれば良く、図１１の位置のみ限定されない。また、バーコードフィルム６上に含まれる情報としてはセンサ単体の較正係数、製品ロット番号、シリアル番号だけに限定されない。

１ 第１流路
２ 第２流路
３ フィルタ
４ 抵抗体
５ａ 第１圧力検出ポート（圧力検出部）
５ａ’ 第１圧力検出穴（圧力検出部）
５ｂ 第２圧力検出ポート（圧力検出部）
５ｂ’ 第２圧力検出穴（圧力検出部）
６ バーコードフィルム
１１ 第１直管部
１１ａ 第１Ｒ部
１１ｂ 第１縮径部
１１ｃ テーパー部
１２ 第１フランジ部
１２ａ 第１クランプ板
１２ｂ 凹部
１２ｃ ガス溜め部
２１ 第２フランジ部
２１ａ 第２クランプ板
２２ 第２直管部
２２ａ 第２Ｒ部
２２ｂ 第２縮径部
２３ 整流板
５０ 計測器本体
５１ 差圧センサ
５２ Ａ／Ｄ変換器
５３ ＣＰＵ
５４ ＲＡＭ
５５ ＲＯＭ
５６ タッチパネル式ディスプレイ
５７ Ｄ／Ａ変換器
５８ スピーカー
５９ バーコードリーダ
１００,２００,３００ 呼吸機能検査用フローセンサ

Claims (12)

1. 被検者の呼吸ガスが流れる流路（２）の途中に設けられ呼吸ガスの抵抗となる抵抗体（４）と、
   前記抵抗体（４）の前後に配置された圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）とを備え、前記抵抗体（４）の前後における差圧を検出する呼吸機能検査用フローセンサであって、
   被検者の唾液または雑菌を濾過するフィルタ（３）は、被検者から見た場合、前記圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）の前段に設けられている
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
2. 請求項１に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記フィルタ（３）は被検者の呼吸ガスに含まれる唾液を、圧力を検知する前記抵抗体（４）に到達させない
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
3. 請求項１又は２に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記流路は第１流路（１）と第２流路（２）から構成され、
   前記第１流路（１）と前記第２流路（２）との接合部（１２、２１）はフランジ状に成形されている
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
4. 請求項３に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記圧力検出部（５ａ、５ａ’、５ｂ、５ｂ’）は、前記接合部（１２、２１）内側の最も低い位置より高い位置に設けられている
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
5. 請求項１から４の何れか１項に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記接合部（１２、２１）は、前記フィルタ（３）を両側から挟み込むクランプ板（１２ａ、２１ａ）を備える
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
6. 請求項５に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記クランプ板（１２ａ、２１ａ）は、三角形状を成し前記接合部（１２、２１）の内周面に直交して径方向に沿って設けられている
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
7. 請求項５又は６項に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   隣り合う２つの前記クランプ板（１２ａ、２１ａ）の間には被検者の呼吸ガスを一時的に溜めるガス溜め部（１２ｃ、２１ｃ）が形成される
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
8. 請求項５から７の何れか１項に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記接合部（１２、２１）は、前記クランプ板（１２ａ、２１ａ）を位置決めする位置決め手段（１２ｂ、２１ｂ）を備える
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
9. 請求項１から８の何れか１項に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
   前記流路（２）の内周面のうちで、被検者から見た場合の前記抵抗体（４）の後段に呼吸ガスの流れを安定させる整流板（２３）が設けられている
   ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
10. 請求項１から９の何れか１項に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
    前記フローセンサは一人の被検者の呼吸機能検査のために使用される
    ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
11. 請求項１から１０の何れか１項に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
    基準流量を流した時の前記抵抗体（４）の前後に発生する圧力差についての較正係数は、読み取り機（５９）が読み取り可能なコードと数値によってフィルム（６）上に記載され、
    前記フィルム（６）は前記第１流路（１）又は前記第２流路（２）の表面に貼られていること
    ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。
12. 請求項１１に記載の呼吸機能検査用フローセンサにおいて、
    前記フィルム（６）上に前記フローセンサに係る製品ロット番号が、前記読み取り機（５９）が読み取り可能なコード又は文字・数字によって記載されている
    ことを特徴とする呼吸機能検査用フローセンサ。

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