JPH01244736A

JPH01244736A - 肺機能テスタ

Info

Publication number: JPH01244736A
Application number: JP1032583A
Authority: JP
Inventors: Douglas M Riker; ダグラス・マーク・リカー
Original assignee: Sherwood Medical Co
Current assignee: Sherwood Medical Co
Priority date: 1988-02-10
Filing date: 1989-02-10
Publication date: 1989-09-29
Anticipated expiration: 2013-04-15
Also published as: EP0328415A1; AU615982B2; JP2740234B2; CA1325460C; AU2982789A

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】［産業上の利用分野］本発明は、肺機能テスタに関し、より詳しくは、異なっ
た呼吸パターンにおいて肺へ吸入され並びに肺から排出
される空気を測定する肺活量計に関する。

［従来の技術及び発明が解決しようとする課題１肺機能
テスタにおいて、呼吸流を測定するために、種々のタイ
プの技術が用いられてきた。そのような技術の１つは、
管内の抵抗体を横切って流れる空気によって生成される
圧力差を測定することによって、空気の流れと体積を決
定する。医学的な評価のために、ｌ、０００から１まで
の範囲にあり、１２ミリリットル／秒（ｍｌ／５ｅｃ）
から１秒当たり１２リツトル（１／５ｅｃ）の範囲にあ
る空気流の体積を測定することができる装置が所望され
る。例えば、抵抗体素子として開口を用いた肺機能テス
タにおいて、抵抗体の圧力差に対する空気流は、２乗則
の関係を有する。それ故、比較的大きな範囲にわたって
圧力を測定することが必要である。さらに、医学的評価
においては、アメリカン・ソラシック・ソサエティ（ア
メリカ胸部医学学会：ＡＴＳ）標準に従って、肺機能テ
スタが３％のオーダーの高い正確さを有することが必要
である。従って、医療器具は、比較的大きな圧力範囲に
わたって測定することができるのみならず、正確な測定
を提供することが必要である。

既存の肺機能テスタはしばしば較正された状態からはず
れ、すなわち、それらの”ゼロレベル″がシフトし、そ
の結果、不正確な測定となる。圧カドランスジューサが
圧力変化を検出するために用いられる１つの特別なタイ
プの肺機能テスタにおいては、ゼロ圧力入力（以下、′
ゼロ”又は”ゼロレベル”やいう。）におけるトランス
ジューサの出力電圧の安定性が最も重要な性能の特性に
なる。なぜならば、長期間又は短期間のドリフトのいず
れかが逆に、測定器具の動作と正確さに影響を与えるか
らである。このことは、特に、トランスジューサの製造
者のゼロのドリフトの仕様が典型的に、当該肺機能テス
タが用いられるときに生成される最大の圧力の１／３に
近付く場合に顕著である。従って、全体で３％の体積及
び流量の測定の正確さを実行するために、ゼロレベルに
対して綿密な注意を払うことが重要である。

［課題を解決するための手段及び作用］本発明によれば
、テスタの使用中において、テスタを動的に較正するた
めの手段を備えた肺機能テスタが提供される。この肺機
能テスタは、マウスピースと、２個の端部を有し一端部
が上記マウスピースに連結され他端部がトランスジュー
サ手段に連結される導管手段と、上記導管手段を流れる
空気の流量を示す導管手段における圧力を検出し圧力量
を示す出力信号を生成するトランスジューサ手段とを備
える。上記導管手段に連結され上記トランスジューサ手
段に大気を通気させるためのバルブ手段が提供される。

上記圧力が流量対時間特性のカーブのある選択された部
分においである選択されたレベル未満に低下することを
検出し、上記バルブ手段が開かれたとき正確な圧力の読
み取りを得るために十分な時間間隔の間上記バルブ手段
を開き、上記バルブ手段が開かれたとき上記トランスジ
ューサの出力信号が表すゼロレベルデータを記憶し、上
記ゼロレベルデータを用いて上記トランスジューサ出力
の次回の圧力の読み取りを較正するための動的較正手段
が提供される。

再びゼロ調整することは、”流れの終了″を決定するた
めに特に必要である。この流れの終了”が生じる時間に
おける点は、１つの計算されたパラメータＦ　Ｅ　Ｆ　
２５−７６において、臨界的である。

もし再びゼロ調整が行われれす、もしくはゼロ調整がな
されても当該ゼロレベルが操作中において少しジアドし
たならば、誤った”流れの終了”が検出される可能性が
ある。

この装置の大きさは比較的小さく、ベツドからベツドに
容易に運搬することができるようにポータプルである。

この装置は、強制肺活量モード（以下、ＦＶＣモードと
いう。）、休息通気モード（以下、ＲＶモードという。

）、最大随意通気モード（以下、ＭＶＶモードという。

）、負性吸気力モード（以下、ＮＩＦモードという。）
を含む種々の測定モードを有する。収集されたデータを
記憶するための記憶手段が提供される。例えば、ＦＶＣ
モードにおいて、最大１５ＦＶｃ操作から得られるデー
タを、後に読み出すために、記憶することができる。

［実施例］第１図において、本発明による肺機能テスタは、ＬＣＤ
デイスプレィ１２と複数のスイッチ１４を有するハウジ
ング１０を備える。このハウジング１０は、デイスプレ
ィ１２と、スイッチ１４と、圧カドランスジューサ（第
１図において図示せず。

）とに連結される電気回路を収容している。導管１８の
一端に連結するための導管ジャック１６が提供され、上
記導管１８の他端はマウスピース２０に連結される。こ
のハウジング１０は、交流電力変圧器２４から直流９ｖ
乃至１２Ｖを入力するためのパワージャック２２を有す
る。ハウジングＩＯの背面（図示せず。）には、５個の
１．２ＶのＡＡＡ電池を挿入するための電池ソケットが
備えられている。

第２図（Ａ）において、マウスピース２０は、それぞれ
例えばポリスチレンであるプラスチック材料Ｉこでなる
上流部２３と下流部２５を備え、それらはそれぞれ環状
７ランジ２６．２８を備える。

組み立て中において、モデル番号ＨＤ　　７−２１でチ
ック・インコーホレーテッド（Ｔｅｔｋｏ、　Ｉｎｃ、
）によって製造されたポリエステル・モノフィラメント
の織物にてなる抵抗ダイアフラム３０が、上記上流部２
３と下流部２５の間に置かれ、このとき上記上流部２３
と下流部２５が接着剤又は超音波接着によって連結され
、これによって当該織物３０が所定の場所に保持される
。管３２は、３方バルブ３８と連結するための導管又は
ホース３６を受けるためのポート３４を画成する。バル
ブ３８は、圧カドランスジューサ４０に連結されるとと
もに、ソレノイド４２によって制御されてトランスジュ
ーサ４０を導管３６に連結するか、又は通気ポート４４
に連結するかを切り換える。

マウスピース２０は、従来と同様に、その端部４６にお
いて約１．２５インチの直径を有する。

なぜならば、患者が患者の唇をすぼめる必要なしに、患
者の口にこの端部４６をぴったりとはめ込むことができ
るようにするためである。このマウスピース２０の断面
領域は図示されたように広くされ、織物３０の位置にお
いて約２．０インチの直径を有する。

マウスピース２０の配置及び特別な織物３０の仕様は、
織物３０の抵抗によって生じる該織物３０の両側の差の
圧力が、空気の流れを大いに妨げず、もしくは過度の背
圧を生じさせないように、選択される。マウスピース２
０の端部に吸入し及び／又は該端部から排出されること
によって生じるトランスジューサ４０における圧力は、
興味ある流れの範囲内において予測可能であってかつ繰
り返し可能である。このマウスピース２０をまたテスト
中において各患者毎に交換してもよい。

さらに記述されるように、当該測定装置は、流量が例え
ば２５０ｃｃ／秒以下のオーダーのように比較的低いこ
とを検出し、そのとき、ソレノイド４２に対して３方バ
ルブ３８がポート４４を介してトランスジューサ４０と
大気を連結するように切り換えさせる。そのとき、トラ
ンスジューサ４０の出力の３個のサンプルの平均が、ゼ
ロレベルのサンプルとして記憶される。なぜならば、そ
れは大気圧とゼロの流量に対応するからである。

トランスジューサ４０がポート４４を介して大気と通気
する全体の時間は、例えば０．１秒又はそれ以下のオー
ダーのように比較的短く、ゼロの読み取りの間の時間は
、例えば少なくとも１秒又はそれ以上のように比較的長
い。

強制肺活量ＣＦＶＣ）モードにおける時間に対する流量
のカーブが第２図（Ｅ）に示され、流量が２５０ｃｃ／
秒未満に低下した後にゼロレベルのサンプルが収集され
る。休息通気（ＲＶ）モード、又は最大随意通気（ＭＶ
Ｖ）モードのような他のモードにおいて、流量の停止が
検出されるとき（すなわち、吸気と排気の中間が検出さ
れるとき）、ゼロレベルのサンプルは流量の最小点にお
いて収集される。較正の目的のためのゼロレベルのサン
プルを収集するために小さい流量の周期を用いることは
、体積の測定における誤差を最小化する。

ゼロレベルのサンプルはまた、各テストの始めに収集さ
れ、該ゼロレベルが使用不可能な範囲にドリフトしない
ことを確実にするためのチエツクが実行される。サンプ
ラーの５秒間の周期が、トランスジューサ４０がウオー
ミングアンプを終了するとともに、該回路において過度
の電気雑音が生じないことを確実にする測定の一貫性の
ためにチエツクされる。該バルブ３８は、このとき動作
状態にされたままであり、これによってトランスジュー
サ４０がマウスピース２０における動きによって生じる
潜在的な誤った圧力よりはむしろ周囲の空気圧にさらさ
れることを確実にしている。

最新のゼロレベルのサンプルの値はメモリにおいて記憶
され、較正されたトランスジューサの読み取り値に到達
させるために次回の圧力の測定のサンプルから減算され
る値となる。

後述するように、トランスジューサ４０の出力は、増幅
器５０によって増幅された後、加算器５２を介して電圧
／周波数変換（以下、Ｖ／Ｆ変換という。）器５８に入
力され、該Ｖ／Ｆ変換器５８によって１００Ｈｚから約
３３０ＫＨｚの周波数を有するパルス列に変換される。

この周波数はトランスジューサ４０における圧力、すな
わち流量に正比例し、このとき最新のゼロレベル値を減
算することによって較正される。次いで、Ｖ／Ｆ変換器
５８から出力されるパルスは２つのサンプリング技術（
後述するように、ＦＶＣモードのための体積サンプリン
グとＦＶＣモード以外のモードのための時間サンプリン
グ）のうちの１つを用いて処理される。このサンプル値
は実際に、時間サンプリングにおける単位時間当たりの
体積と、体積サンプリングにおける単位体積当たりの時
間に正比例する。次いで、該サンプルは記憶され、上記
選択されたモードにおいて興味あるパラメータを計算す
るために用いられる。次いで、その結果は記憶された後
、デイスプレィのために利用可能となる。

ＦＶＣモードの場合においては、最大１５組のテスト結
果を選択的に記憶することができる。さらに、アメリカ
ン・ソラシック・ソサエティ（前述）によって記述され
た“最良の値”の組がテスト結果の組から決定され表示
させることができる。

さらに、（患者の身長、年令、性別、及び人種に従って
）予測された値を、２個の共通に受容される値の組（ヌ
ドソン（Ｋｎｕｄｓｏｎ）又はＩＴＳ）、並びに任意の
１つのテストに対して又は”最良の値”の組に対して表
示され予測されたパーセントに従って計算することがで
きる。トランスジューサ４０の出力のアナログ電圧をＶ
／Ｆ変換器５８を用いて周波数信号に変換し、次いで、
Ｖ／Ｆ変換器５８から出力されるパルスを計数すること
によって、アナログ／デジタル変換がハードウェア装置
を用いて実行される。アナログ／デジタル変換（以下、
Ａ／Ｄ変換という。）を行うこのＶ／Ｆ変換の方法は、
標準１２ビツトのＣＭＯ３Ａ／Ｄ変換器によって行うこ
とが好ましい。なぜならば、かなり低コストであり、回
路基板上で少ないビン接続（Ｖ／Ｆ変換器のために８ピ
ン、Ａ／Ｄ変換器のために２４ビン）であり、より良好
な雑音除去特性を有するからである。雑音除去の７アク
タは重要である。なぜならば、手に保持している量測定
器具の物理的な動きから生じる雑音を生じさせる圧カド
ランスジューサの高い動作感度による雑音、並びにトラ
ンスジューサ４０とマウスピース２０を連結する導管又
は管によって生じる（オーバーシュート及び減衰振動か
らの）圧力波形の”リンギングのためである。この積分
型Ａ／Ｄ変換装置は、標準の連続近似型よりもより良好
な雑音除去特性を有する。なぜならば、変換の過程にお
いて、多くの雑音がピークとして現れ、谷では現れない
ためである。変換時間は、小さなピーク及び谷を平均化
するのに十分に長いが、重要な小さな変動の検出を逸し
ないようにするためには長くはない。体積サンプリング
は積分型Ａ／Ｄ変換器によってのみ可能であり、特に連
続近似の方法における呼吸測定のために有利である。な
ぜならば、流量が減少するにつれて測定の分解能が増大
するからである。ソフトウェアによる積分は誤差を丸め
る傾向があり、計算における精度が高くなると低速及び
／又は高価であり、雑音スパイクが現れる時においてサ
ンプルし、これによって誤差を増大させる可能性がある
。

第３図は、本発明による肺機能テスタの簡単化されたブ
ロック図である。このテスタは、トランスジューサ４０
に連結されたマウスピース２０を備えている。トランス
ジューサ４０は、マウスピース２０における流量に比例
する圧力変化を検出する。トランスジューサ４０の出力
は増幅器５０に供給され、該増幅器５０の出力は加算器
５２に供給される。加算器５２はまた、好ましい実施例
では１．２Ｖのオーダーである基準電圧源５４から基準
信号を受信する。加算器５２はまた、デジタル／アナロ
グ変換（以下、Ｄ／Ａ変換という。）器５６から、後述
するようにトランスジューサ４０のゼロ調整を行うのに
必要な特別な較正に依存する、Ｏｖから−１，２Ｖまで
のオーダーであるベースライン（ゼロフロー）オフセッ
ト信号を受信する。加算器５２は、Ｖ／Ｆ変換器５８に
出力される電圧信号を生成し、該Ｖ／Ｆ変換器５８は約
０から３００−３３０ＫＨｚの範囲であり、該Ｖ／Ｆ変
換器５８に入力される振幅電圧に比例する周波数信号を
出力する。Ｖ／Ｆ変換器５８の出力はマイクロプロセッ
サ６０の適当な入力に出力され、該マイクロプロセッサ
６０は後述するように２つのサンプリング方法（″時間
”又は”体積”）の１つを用いてＶ／Ｆ変換器５８の出
力をサンプルする。該サンプルは、入力スイッチ１４に
よって選択されるときテストされる特定の肺機能に依存
する種々のパラメータを計算する際の後の使用のために
、メモリ６２に記憶される。次いで、マイクロプロセッ
サ６０は、テストされる特定の肺機能に対する１個又は
それ以上のパラメータを計算する。

マイクロプロセッサ６０を制御するためのプログラムは
、メモリ６２のＥＰＲＯＭメモリ部において記憶され、
当該プログラムのソース・コードのリストが、当該明細
書の最後に添付される。メモリ６２のＲＡＭ部はテスト
される特定の肺機能によって決定されるサンプリング方
法を用いてＶ／Ｆ変換器５８から出力されるサンプルを
記憶する。

本発明による肺機能テスタは、強制肺活量（Ｆｖｃ）モ
ード、負性吸気力（Ｎ　Ｉ　Ｆ）モード、最大随意通気
（ＭＶＶ）モード、及び休息通気（Ｒ■）モードの、４
つの異なるテストモードを提供する。

ＦＶＣモードにおいて、患者はまず最大の肺活量で空気
を吸入した後、提供されたマウスピース２０を介してで
きるだけハードにかつ速く吐き出す。Ｖ／Ｆ変換器５８
からの出力をサンプリングするマイクロプロセッサ６０
のサンプリング技術は、”体積”サンプリングである。

この技術に従って、マイクロプロセッサ６０は、最もサ
ンプリング間隔が狭いマイクロ秒（０，００１秒）に対
して１０ミリリツトルの体積を達成するために必要な時
間を計時し、該時間値がサンプルとしてＲＡＭメモリに
記憶される。Ｖ／Ｆ変換出力の最大値は約３３０ＫＨｚ
であり、ゼロレベルは約１６゜５ＫＨｚに設定される。

これらの値は、（０，４％の体積の正確さで）１０ミリ
リツトルに等しい２５６　Ｖ／Ｆパルスに帰着する。こ
の変換速度は、１２リットル／秒における７７５マイク
ロ秒から０リットル／秒（０レベル）における１５ミリ
秒まで変化する。体積サンプリングにおける変換の分解
能は、１２リットル／秒における９ビツト（０，２％）
から、約１５０ミリリツトル／秒未満の流量における１
４ビツト（０，００６％）まで変化する。１４ビツトの
最大限度は、選択された水晶振動子の許容誤差に起因し
、またおよそ回路の雑音レベルに位置する。

該装置は、流量が非常に小さい場合において正確なテス
トの始まり及びテストの終了の正確な決定に依存するＦ
ＶＣ測定に対して理想的な、小さな流量において高い分
解能を提供する。さらに、ＦＶＣプロセス中において出
会うほとんどの流量は、変換時間がより長い場合（より
長い変換時間はより良い雑音除去を意味する。）と同様
に、測定の分解能が１１乃至１４ビツトである場合にお
いて、より低い範囲にある。

記憶されたサンプルから次のパラメータが計算される。

ｌ）リットルで表された強制肺活量（ＦＶＣ）、２）リ
ットルで表された１秒後の強制排出体積（ＦＥＶ、）、３）パーセントチ表されたＦＥＶＩ／ＦＶＣ比、４）リ
ットル７秒で表されたピーク流量、５）リットル７秒で
表された強制排出流量　２５％−７５％（ＦＥＦ２Ｓ−
７，又はＭＭＦＲ）、５）ＦＶＣのパーセントで表され
た推定された体積（ＶＯＬ、、、、％）。

シーケンスにおいて、”ＳＥＱ”ボタンを押下すること
によって、テストのパラメータがデイスプレィ上に表示
されるであろう。該テスタは、ＦＶＣモードが終了し、
又は電源がオフにされるまで、上記テスト値の組（全体
で１５組）のすべてを保持するであろう。

ＲＶ、ＮＩＦ、及びＭＶＶモードにおいて、マイクロプ
ロセッサ６０は、９時間”サンプリングのプロセスに従
ってサンプルし、ここで、Ｖ／Ｆ変換器５８から出力さ
れるパルス数が０．０１０秒の時間間隔で計数され、゛
該値がサンプルとしてＲＡＭメモリにおいて記憶される
。時間サンプリング中において、分解能は、約１１ビツ
トの流量の範囲にわたって一定のままである。

ＲＶモードにおいて、患者は本発明によって提供された
マウスピース２０に対して通常の呼吸を行う。測定は、
１分の後に正確に開始される。次いで、マイクロプロセ
ッサ６０は記憶されたデータサンプルから、■）呼吸数
７分で表された呼吸率、２）体積／呼吸で表された干満
の体積、及び３）体積７分で表された分体積の各パラメ
ータを計算するであろう。３つのすべてのパラメータは
、最後の４呼吸の平均と同様に、呼吸毎に基礎をおいて
、表示される。

ＮＩＦモードにおいては、患者が一端が密封された特別
なアダプタを介してできるだけハードに吸気する。これ
によって、該アダプタの内側に負の圧力を生じさせる。

次いで、マイクロプロセッサ６０は、記憶されたデータ
サンプルに従って、１）（ｃｍ　　ＨｚＯ）の単位で表
された最大の負の圧力、及び２）３２エレメントのバー
グラフの形式で表された負の圧力のグラフィック・デイ
スプレィの各パラメータを計算して表示する。

ＭＶＶモードにおいては、患者が１５秒の間、できるだ
けハードでかつ速く呼吸を行う。次いで、マイクロプロ
セッサ６０は、記憶されたデータサンプルから、■）リ
ットル７秒で表された流量、及び２）体積／呼吸で表さ
れた体積の各パラメータを計算するであろう。

第４図（Ａ）及び第４図（Ｂ）は本発明による第３図の
電気回路の詳細を示す回路図である。

第４図（Ａ）において、左上側のすみには、５個のニッ
ケルカドニウムＡＡＡ！池を接続するためのジャックを
備えた電源インターフェースが図示されている。電池充
電回路がまた、ＩＣＱＩ及びＱ２、ダイオードＤｉ、Ｄ
２．Ｄ３．Ｄ４及びＤ５、並びに抵抗Ｒ５によって提供
されている。

５Ｖの電圧レギュレータがＩＣＱ３によって提供され、
該レギュレータの入力はＶＲである。この回路はまた、
ＩＣＵｌによって提供されるオン／オフラッチに接続さ
れ、該オン／オフラッチはさらに、図示されたオンスイ
ッチ及びオフスイッチに接続される。

マイクロプロセッサＩＣＵ２が図示されたように接続さ
れて提供される。該マイクロプロセッサは、行と列の瞬
時接触型スイッチ１４（従来と同様に、モード選択スイ
ッチＲＶ、ＦＶＣ，ＮＩＦ、及びＭＶＶ、動作５ＴＡＲ
Ｔ、５ＴＯＰスイツチ、ＣＬＥＡＲスイッチ、ＲＥＣＡ
ＬＬスイッチ、ＰＲＥＤ　（予測値）スイッチ、アップ
矢印スイッチ、ダウン矢印スイッチ、並びにＥＮＴＥＲ
スイッチ）に接続される。これらのスイッチは、操作者
が種々の測定及び機械の動作モード等を選択することを
可能にしている。マイクロプロセッサは、図示された出
力ラッチＵ３及び３２にバイトＥＦＲＯＭ　　ＩＣチッ
プ　Ｕ４に接続される。ＲＡＭメモリは８に×８ビット
メモリデバイスであるＩＣチップＵ７によって提供され
る。またマイクロプロセッサ、ＥＦＲＯＭ、及びＲＡＭ
には、該デバイスによって測定された動作パラメータを
表示するためのＬＣＤモジュールが接続される。アドレ
スデコーダＩＣＵ５は、（以下のように識別されるべき
）ＲＡＭ、Ｄ／Ａ変換器及びＬＣＤデイスプレィモジュ
ールのためのアドレスを復号化する。さらに、マイクロ
プロセッサＵ２には、図示された適当なインターフェー
ス回路を介してソレノイドパルプＳｌが接続される。

第４図（Ｂ）と同様に第４図（Ａ）において、種々の接
続点が、どのＩＣ及びピンに特定のラインが接続される
べきかを識別するために図示されている。さらに、回路
素子の特定の値（仕様）及びモデル番号が第１表に示さ
れている。

第４図（Ｂ）において、圧カドランスジューサＵ１４は
正電圧供給レギュレータＱ６と負電圧源−Ｖｓに接続さ
れる。該トランスジューサの正と負の出力は、計測用増
幅器Ｕ１３に接続され、該増幅器Ｕ１３は、約３０の利
得（Ｇ−３０）を提供する。該トランスジューサの下側
に、正電圧供給レギュレータＱ５と負電圧供給レギュレ
ータＵ１５が図示されている。計測用増幅器Ｕ１３は、
抵抗Ｒ１５を介して加算器Ｕ１２Ａに接続される出力を
有する。また該加算器Ｕ１２Ａの入力には、抵抗Ｒ９を
介してダイオードＤ８の正極側に提供される基準電圧源
が接続されるとともに、Ｄ／Ａ変換器Ｕ８のだめの出力
増幅器Ｕ１２Ｂを介して、並びに、モードがＮＩＦモー
ド又は非ＮＩＦモード（すなわち、ＦＶＣ％ＲＶ又はＭ
ＶＶモード）のいずれかであるかに依存して値が変化す
る出力抵抗回路を介して、Ｄ／Ａ変換器Ｕ８の出力が接
続される。

Ｄ／Ａ変換器Ｕ８はマイクロプロセッサＵ４からオフセ
ット”ゼロレベル”を生成するために用いられる８ビツ
トバイトを受信する。これは、後述するように装置の動
的較正のために用いられる。

８ビツトバイトがｏｏｏｏ　　ｏｏｏｏであるとき、Ｄ
／Ａ変換器Ｕ８の出力電圧はＯＶであり、１１１１　１
１１１であるとき、出力電圧は−１，２Ｖである。Ｄ／
Ａ変換器Ｕ８の出力はＩＣチップＵ１２Ｂに提供され、
該ＩＣチップＵ１２Ｂの出力は−１，２ＶからＯＶの範
囲内のアナログ信号を提供する。このとき、０１２Ｂの
出力において現れる”ゼロレベル”オフセット値は、ダ
イオードＤ８の正極側及びトランスジューサからのゼロ
圧力電圧における１、２Ｖの基準電圧を、一部分につい
て又は全体についてオフセットするために用いられる。

従って、加算器Ｕ１２Ａは３個の各加算を行う抵抗を介
して入力される下記の３個の入力を加算する。すなわち
、この３個の入力は、（１）抵抗Ｒ１５を介して入力さ
れるトランスジューサの出力、（２）ダイオードＤ８の
正極側から抵抗Ｒ９を介して入力されるＶ　Ｒｘ、電圧
、並びに（３）非ＮＩＦモードにおいて抵抗ＲＩＯのみ
を介して、並びに、ＮＩＦモードにおいて抵抗Ｒ１０と
Ｒ１１が並列接続された回路を介して入力される０１２
Ｂの出力における較正信号である。

ＮＩＦモードが選択されたとき、マイクロプロセッサは
、端子１３と１４をともに接続しかつ端子９とｌＯをと
もに接続するように各スイッチを閉じるスイッチングデ
バイスであるＵｌｌに、適当な信号を出力する。これら
のスイッチが閉じられたとき、Ｕ１２に出力される較正
信号のための加算を行う抵抗が、抵抗ＲＩＯとＲ１１が
並列接続されることによって提供される。該スイッチが
またスイッチングデバイスＵｌｌのピン９と１０を接続
するとき、加算器Ｕ１２Ａのための帰還ループは、非Ｎ
ＩＦモードのための１個の抵抗ＶＲ３の代わりに、ＶＨ
２と並列に接続された抵抗ＶＲ３に置き換わる。従って
、スイッチングデバイスＵｌｌは、非ＮＩＦモードにお
いて約３００である計測用増幅器Ｕ１３と加算器Ｕ１２
Ａとの間の全体の利得を提供するように、加算器Ｕ１２
Ａの利得に変化をもたらす。（Ｕ　ｌ　３の利得Ｇ＝３
０であり、Ｕ１２の利得Ｇ＝１０である。）ＮＩＦモー
ドにおいて、Ｕ１２Ａは、Ｕ１３及びＵ１２に対して約
３０の全体の利得を提供するために約１の利得を有する
。

加算器Ｕ１２Ａの出力はＶ／Ｆ変換器に提供され、該Ｖ
／Ｆ変換器は、入力ピン４において現れるアナログ電圧
の振幅に依存しかつ比例する０から３００−３３０ＫＨ
ｚの間の周波数を有するパルス列の形式の出力信号を提
供する。従って、その出力において現れるパルス列の周
波数は圧カドランスジューサＵ１４によって検出される
圧力に正比例し、なお、該検出される圧力は、マウスピ
−スを介して流れる空気の流量の予測可能な関数である
。Ｖ／Ｆ変換器の出力は、マイクロプロセッサの入力に
供給され、このとき、マイクロプロセッサは、ここで記
述された時間サンプリング又は体積サンプリングのいず
れかを用いて該パルスを計数し又は計時し、該サンプル
を記憶する。

本発明の特有の態様は、動的な較正を実行する能力にあ
る。測定モードの１つにおける動作中において、マイク
ロプロセッサは、ＥＦＲＯＭに記憶された制御プログラ
ムに従って、Ｖ／Ｆ変換器Ｕ９の出力において現れるト
ランスジューサの出力が選択されたレベル未満に低下す
ることを検出する。このことが生じたとき、第２図（Ｂ
）に図示したように、０．１秒未満の短い時間周期の間
、３方バルブを、トランスジューサがマウスピースに連
結される位置からトランスジューサが大気に連結される
位置に切り換えるように、ソレノイドバルブＳｔにエネ
ルギーを与える。次いで、プログラムは、メモリにトラ
ンスジューサのゼロレベルを表す最新の数値データを記
憶する。このようにして、短時間の測定中において生じ
る可能性があり、かつピエゾ抵抗の技術を用いたときの
避けられない結果（これは、ウオーミングアツプ、温度
のドリフト、センサチップの機械的な接着、並びにシリ
コンセンサチップにおける電気的及び機械的の両方のヒ
ステリシス効果に起因する。）であるゼロドリフトの周
期中において、測定の正確さが保持される。較正サンプ
リング周期中においてメモリに記憶された”ゼロレベル
”の値は、Ｄ／Ａ変換器Ｕ８の入力に提供されるデジタ
ル値である。

第５図（Ａ）乃至第５図（Ｌ）を参照して当該明細書の
最後に添付されたソースプログラムリストのフローチャ
ートについて以下に説明する。

第５図（Ａ）において、”○Ｎ′スイッチを押下するこ
とによってシステムが起動された後、デイスプレィはオ
ンメツセージのサインを表示し、ＦＶＣ，ＭＶＶ、ＲＶ
又はＮＩＦの４つのモードスイッチ、もしくはＰＲＥＤ
　（予測値）スイッチ、又はＲＥＣＡＬＬスイッチのい
ずれのスイッチが押下されたか否かを決定する。もしそ
うであれば、プログラムは、押下されたスイッチに対応
する各モジュールに移る。もしそうでなければ、プログ
ラムはこれらの６個のスイッチが押下されるまで待機す
る。第５図（Ｂ）乃至第５図（Ｇ）はそれぞれ、第５図
（Ａ）において図示された６個の各モジュールの７０−
チャートである。

第５図（Ｂ）の較正モジュールにおいて、プログラムは
該装置が起動されてから任意のモードが実行されたか否
かを決定する。もし任意のモードが実行されていたなら
ば、該較正モードを選択することができない。もしそう
でなければ、較正を２個の特別なスイッチを同時に押下
することによって実行することができ、該較正がモジュ
ールＣＡＬ　Ｉ　Ｂ、ＭＯＤ、を用いて実行される。こ
のモジュールにおいて、Ｄ／Ａ変換器がチエツクされ、
他の内部回路のテストとともに、ＮＩＦモード及び非Ｎ
ＩＦモードのための圧力較正を実行することができる。

次いでこのモジュールは終了する。

第５図（Ｃ）において、ＦＶＣモードは数個のモジュー
ルを含む。ＦＶＣモードを実行するためのモジュールで
あるＦＶＣ，ＭＯＤモジュールにオイテ、ＦＶＣＭＥＡ
モジュールとＦＶＣＡＬＣモジュールがコールされ、こ
れらのモジュールのすべての結果が記憶されかつ表示さ
れ、特定の患者に対する最良の結果（ｂｅｓｔ　ｅｆｆ
ｏｒｔ）が計算される。ＦＶＣＭＥＡモジュールがＦＶ
Ｃ，ＭＯＤモジュールによってコールされるとき、ＦＶ
ＣＭＥＡモジュールは、ＦＶＣ波形の実際の測定を実行
し、ＦＶＣＡＬＣによって用いるＩ；めのＡ／Ｄサンプ
ルを記憶する。ＦＶＣＡＬＣはＦＶＣＭＥＡモジュール
によって記憶されたデータのサンプルから６個のパラメ
ータを計算する。この６個のパラメータは上述されてい
る。ＰＲＥＤすなわち予測モジュールは、操作者によっ
て入力された、当該患者に対応する性別、年令、身長及
び人種を用いて、２つの選択可能であって広く受容でき
るデータベースの１つに従って、予測された値を表示す
る。このようにして、患者のテストの実際の結果を目標
値と比較することができる。もし″Ｂｅｓｔ”が押下さ
れるならば、ＦＶＣモードに入って以来実行されたすべ
てのテストに対する最良の値が表示される。”最良”値
は、アメリカン・ソラシック・ソサエティの勧告に従っ
て選択される。

該プログラムは、他のモードが選択されるまで、ＦＶＣ
モードにおいて依然とどまる。

第５図（Ｄ）の休息通気モードにおいて、モジュールは
５ＴＯＰスイツチが押下されるまで（ステップ＃１２）
、又は１分が経過するまで（ステップ＃１３）、得られ
たデータについて測定（ステップ＃ｌｌ）を実行する。

当該モジュールは、他のモードが選択されたとき、終了
する。

第５図（Ｅ）のＮＩＦモードにおいて、モジュールは他
のモードが選択されるまで、無期限にこのモードのため
の測定を実行し、他のモードが選択されたとき当該モジ
ュールが終了する。

第５図（Ｆ）のＭＶＶモードにおいて、モジュールは、
５ＴＡＲＴスイツチの押下時に測定（ステップ＃２１）
を実行し、５ＴＯＰスイツチが押下されるか（ステップ
＃２２）、又は１５秒が経過するか（ステップ＃２３）
のいずれかまで当該測定を継続させる。他のモードが選
択されたとき当該モジュールは終了する。

第５図（Ｇ）の予測モジュールにおいて、もしこのモジ
ュールがＦＶＣモード以外の他のモードから入ったとき
、当該モジュールは、もし患者データが入力されている
ならば当該患者データを表示し、もし所望されるならば
このデータに変化することを可能にするであろう。とっ
て代わって、該モジュールは、もし患者データが入力さ
れていないならば該患者データを入力することをユーザ
に対して促すであろう。もしこのモードがＦＶＣモード
以外のモードから入ったならば、予測値は表示されない
であろう。このモードがＦＶＣモードから入ったときの
み、予測値が表示されるであろう。

第５図（Ｈ）乃至第５図（Ｌ）は、上述されたすべての
モードによって一般に用いられる種々のユーティリティ
・ソフトウェア・モジュールのフローチャートである。

第５図（Ｈ）の自動ゼロ（ＡＴＺ）モジュールにおいて
、該モジュールはまず、ソレノイドバルブを開き、すな
わち大気に通気孔を与えた後、電池電圧レベルが低いか
否かを決定するためのチエツクを行い（ステップ＃３１
）　、もしそうであれば、適当なメツセージが表示され
る（ステップ＃３２）。ゼロレベルは、上述された方法
で調整され（ステップ＃３４）、かつ時間サンプリング
によってモニタされる（ステップ＃３５）。次いで、電
気的な雑音及びゼロレベルのドリフトがチエツクされ（
ステップ＃３６Ｌ　もし計数値が、特定された時間量以
内のある量以上に変化し又はドリフトしたならば（ステ
ップ＃３７においてＹＥＳ）、該ゼロレベルが、決定さ
れた特定の時間量の間、再びモニタされる。計数値のド
リフトがあるレベル未満であると決定されたならば（ス
テップ＃３７においてＮＯ）、このときこの最終のレベ
ルが次回の較正のために用いられる値として記憶される
（ステップ＃３８）。このＡＴＺモジュールは、それ自
身自動ゼロ調整ルーチンを有するＣＡＬ　１Ｂモジユー
ル以外のすべてのモードによって用いられる。

第５図（Ｉ）のＬＣＤドライバモジュールにおいて、モ
ジュールは、ＲＡＭメモリにおけるキャラクタ、バー、
及び値を表示し、ＬＣＤモジュールのすべて又は一部を
クリアする。このモジュールは、すべてのモードによっ
て用いることができる。

第５図（Ｊ）のスイッチモジュールにおいて、まずある
列のスイッチをイネーブルした後特定の行を見つけ出す
ことによってスイッチの閉じた状態をチエツクするスイ
ッチチエツクルーチンが提供される。該モジュールはま
た、電池電圧が低いことをチエツクする。このモジュー
ルは、識別され選択されたスイッチを用いてコールされ
たモジュールにリターンする。

第５図（Ｋ）−ａ乃至Ｃにおいて、１６ビツトと１６ビ
ツトの乗算と、３２ビツトと１６ビツトの除算と、１６
ビツトの２進数からアスキーで符号化されたｌＯ進数へ
の変換を含む基本的な演算アンセンブリ・ランゲージ・
ルーチンが提供される。

最後に、第５図（Ｌ）−ａ乃至Ｃにおいて、割込みモジ
ュールが、すべてのＡ／Ｄ変換サンプリングを制御し、
自動ゼロ調整中において較正中メツセージを発生し、休
息通気（ＲＶ）モード、並びにＭＶＶモードのための実
時間クロックを表示する。

上述したように、マイクロプロセッサのためのプログラ
ムのソースコードリストは、当該明細書の最後に添付さ
れる。

好ましい実施例について示しかつ記述したが、多くの変
形例を本発明の概念の範囲からはずれることなく、考え
ることができることが理解される。

本発明は上述の特許請求の範囲によってのみ限定される
。

（以下余白）（以下余白）

【図面の簡単な説明】

第１図は、マウスピース、導管、並びに、回路及び他の
素子のためのハウジングを備える、本発明の一実施例で
ある肺機能テスタの斜視図、第２図（Ａ）は、第１図の
肺機能テスタにおけるマウスピース及び導管の縦断面図
、並びに該肺機能テスタのバルブ機構及びトランスジュ
ーサのブロック図、第２図（Ｂ）は、第１図の肺機能テスタのＦＶＣモード
における時間に対する流量を示すグラフ、第３図は、第
１図の肺機能テスタの電気回路のブロック図、第４図（Ａ）及び第４図（Ｂ）は第３図の電気回路の詳
細を示す回路図、第５図（Ａ）乃至第５図（Ｌ）は、第１図の肺機能テス
タの制御プログラムを示すフローチャートである。１２・・・ＬＣＤデイスプレィ、１４・・・スイッチ、１８．３６・・・導管、２０・・・マウスピース、３８・・・３方バルブ、４０・・・トランスジューサ、４２・・・ソレノイド、４４・・・ポート、５０・・・増幅器、５２・・・加算器、５４・・・基準電圧源、５６・・・Ａ／Ｄ変換器、５８・・・Ｖ／Ｆ変換器、６０・・・マイクロプロセッサ、６２・・・メモリ。特許出願人　シャーウッド・メディカル・カンパニー代理人　弁理士　青白　葆はか１名１　　　〒　　１１　　〒　〒　〒；″″１■石　−５
３４、：、−一「）ムつ−ｔぐｒつｌ＊Ｐ１．Ω〉室−
εり傘〉ユニ□ 号　　　　　　ロ　　　　　　　　　１　　　　　、　
　　　１　　　０−１ｊｘ　　　　　　ＩＥ＋−・　　　　　　　　　　　　　　−：　　　　　〒
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　−響一−ｚ、、に：：ｏピと　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　田’Ｘ−’−”−ＬＩＪ　　　　　　　ＮＬｌ−一
）　　　　　　　　　　１１””　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　Ｊ、Ｌ）Ｏ口
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　σ　１　　　）１　　　　：　２どｉ　　ｌ　
　ｌ　　：：”召Ｌ−＝−壬−、Ｊ　、−、、Ｌ−一一古−，，、−４−
、Ｌ−、、ｌ・悶　　１　　　　ｉ　　　Ｓ　　　　　
　　σ１１の１− σ　　１　　　　　　　　　　　　　、　　　　　　　
σ　　　　　　　Σ　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　σ−１邑　　　　　１）　　　
　　□　　　　　　　　　　　　　　山−−１）３−２
＝１；− ＬＯＷ　ＢρＴＴ　ＣＨに５ニドＤ−’−−ｅｎｄ　ＡＴＺＭＤＤＨ、＋１，１１１′ 剛− ：ｈｅｎｃａｌｌｌｃｎｍ−ｂａｔｔＪ＋＋ｅｓｓＨ−
−、−−１、のＪ／臀ＥｒａｅｈｅｃａｌｉｂＳｔａｔ
ｕｓｃｏｄｅ普／、ニア寸τ了二τ−−４丁二二−−−
二−□−一云一〜−−一二ｉ７−ＩＩ　　　　Ｌｌ−−
畳・　　・　っ、　　　　　１１蚕　　１　　　：　′− ＝　　　１　　　　　　ｒ。 □−−−−−τ−−１−−−ゴーー−−−−−−＋−７
７□に７−−−−−−−−　□−−−二■二］］二二五
−−−二・−゛−ニーユニニー＝−−−−二一−−□−
：　　　　　　　１“ 冑、−−−−二、」−〜−−＝　、　　、１．、　＋：　
、−−バーーーーー□−□□□□□□−二一一一！−二
□□二二□ニーー□□−−□−二□□□二一−−ｌ　　
　　　’　　　　　Ｚ　　　・　　　　　　　　１　　
　＝　　　　　Ｊ　　　　　　　　　　　エ−ニニ：二
−−□□二と□＝ユニーー１０　　　　　　ゞ　゛１　
　　　　　　　　　、　　　　　　　　Ｉ　　　　　Ｏ
、ＬｌｉしＪ　　　　　　　）Ｌｌ１　　　　匡１　　σ　　　１　　　　１　　　１チＬ喝（Ｅ３）時ｑｌし−）第５図（Ｂ）第５図（Ｄ）第５図（Ｅ）第５図（Ｆ）

Claims

【特許請求の範囲】

（１）マウスピースと、２個の端部を有し１端部が上記マウスピースに連結され
た導管手段と、上記導管手段の他端部に連結され上記導管手段における
圧力を検出し圧力量を示す出力信号を生成するためのト
ランスジューサ手段と、上記圧力は上記導管手段におけ
る空気流量を示し、上記導管手段に一線で連結され上記トランスジューサに
大気を通気するためのバルブ手段と、流量対時間特性の
カーブのある選択された部分において上記圧力がある選
択されたレベル未満に低下したことを検出し、上記バル
ブ手段が開かれたとき正確な圧力の読み取りを得るため
に十分な時間間隔の間上記バルブ手段を開き、上記バル
ブ手段が開かれたとき上記トランスジューサの出力信号
を表すゼロレベルデータを記憶し、上記ゼロレベルデー
タを用いて上記トランスジューサの出力の次回の圧力の
読み取りを較正するための動的較正手段とを備えたこと
を特徴とする肺機能テスタ。
（２）上記トランスジューサ手段は、電圧振幅が圧力量
に比例するアナログ電圧信号を生成することを特徴とす
る請求項１記載の肺機能テスタ。
（３）上記動的較正手段は、上記トランスジューサの出
力信号と上記ゼロレベルデータに比例するアナログ電圧
信号を有する較正信号を受信し、上記トランスジューサ
の出力信号から上記較正信号電圧を減算し、上記較正さ
れた圧力の読み取りに比例する電圧を有する出力信号を
生成するための加算デバイスを備えたことを特徴とする
請求項２記載の肺機能テスタ。
（４）上記動的較正手段は上記較正された圧力の読み取
りに比例する電圧を有する電圧信号を出力し、上記出力
信号電圧を、上記アナログトランスジューサ信号の電圧
に一般に比例するパルス周波数を有する周波数信号に変
換するための手段をさらに備えたことを特徴とする請求
項１記載の肺機能テスタ。
（５）上記周波数信号におけるパルスを計数するための
手段をさらに備え、上記パルス計数値が上記導管手段を
介して流れる空気流の体積に比例することを特徴とする
請求項４記載の肺機能テスタ。
（６）上記計数するための手段は、ある選択された時間
間隔でパルスを計数することを特徴とする請求項５記載
の肺機能テスタ。
（７）上記計数するための手段は、ある選択された計数
値の合計を得るための時間を計時することを特徴とする
請求項５記載の肺機能テスタ。
（８）マウスピースと、２個の端部を有し１端部が上記マウスピースに連結され
た導管手段と、上記導管手段の他端部に連結され上記導管手段における
圧力を検出し上記導管手段における空気流量を示すアナ
ログ信号を生成するためのトランスジューサ手段と、上記アナログトランスジューサ信号を、上記アナログト
ランスジューサ信号の電圧に一般に比例するパルス周波
数を有する周波数信号に変換するための手段と、上記周波数信号におけるパルスを計数するための手段と
を備え、時間当たりの上記パルス計数値は上記導管手段
を介して流れる時間当たりの空気流の体積に比例するこ
とを特徴とする肺機能テスタ。
（９）上記計数するための手段は、ある選択された時間
間隔でパルスを計数することを特徴とする請求項８記載
の肺機能テスタ。
（１０）上記計数するための手段は、ある選択された計
数値の合計を得るための時間を計時することを特徴とす
る請求項８記載の肺機能テスタ。
（１１）時間当たりのパルス計数値を表すデータを記憶
するための手段をさらに備えたことを特徴とする請求項
８記載の肺機能テスタ。
（１２）強制肺活量、負性吸気力、最大随意通気、及び
休息通気のモードの中から動作モードを選択するための
手段をさらに備え、上記記憶されたデータに基づいて上
記各モードにおける少なくとも１つのパラメータを計算
するための制御手段が提供されることを特徴とする請求
項１１記載の肺機能テスタ。
（１３）上記選択された動作モード及び上記パラメータ
の計算値の結果を表示するための手段をさらに備えたこ
とを特徴とする請求項１１記載の肺機能テスタ。
（１４）マウスピースと、２個の端部を有し１端部が上記マウスピースに連結され
た導管手段と、上記導管手段の他端部に連結され上記導管手段における
圧力を検出し上記導管手段における空気流量を示す出力
信号を生成するためのトランスジューサ手段と、上記トランスジューサ出力信号から連続する時間周期の
間上記空気流量を表すデータを抽出するための手段と、上記空気流量データを記憶するための手段と、強制肺活
量、負性吸気力、最大随意通気、及び休息通気のモード
の中から動作モードを選択するための手段と、上記記憶されたデータに基づいて上記各モードにおける
少なくとも１つのパラメータを計算するための制御手段
と、上記パラメータの計算結果を表示するための手段とを備
えたことを特徴とする肺機能テスタ。
（１５）ある動作モードの動作中において、上記空気流
量がある選択されたレベル未満であるとき、上記トラン
スジューサ手段を較正するための動的較正手段をさらに
備えたことを特徴とする請求項１４記載の肺機能テスタ
。