RU2127077C1 - Способ, пневмотахометрическое устройство и устройство для контроля функции легких субъекта - Google Patents
Способ, пневмотахометрическое устройство и устройство для контроля функции легких субъекта Download PDFInfo
- Publication number
- RU2127077C1 RU2127077C1 RU94007641/14A RU94007641A RU2127077C1 RU 2127077 C1 RU2127077 C1 RU 2127077C1 RU 94007641/14 A RU94007641/14 A RU 94007641/14A RU 94007641 A RU94007641 A RU 94007641A RU 2127077 C1 RU2127077 C1 RU 2127077C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- resistance
- subject
- pressure
- resistance element
- pipeline
- Prior art date
Links
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 title claims abstract description 24
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 13
- 230000004199 lung function Effects 0.000 claims abstract description 25
- 210000002345 respiratory system Anatomy 0.000 claims abstract description 19
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 17
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims description 19
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 11
- 238000001595 flow curve Methods 0.000 claims description 9
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000011144 upstream manufacturing Methods 0.000 abstract 1
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 19
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 12
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 11
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 4
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 2
- 206010014561 Emphysema Diseases 0.000 description 2
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 2
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 1
- 208000011623 Obstructive Lung disease Diseases 0.000 description 1
- 230000003444 anaesthetic effect Effects 0.000 description 1
- 208000006673 asthma Diseases 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000003834 intracellular effect Effects 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 230000003534 oscillatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 208000023504 respiratory system disease Diseases 0.000 description 1
- 201000000306 sarcoidosis Diseases 0.000 description 1
- 230000009747 swallowing Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/087—Measuring breath flow
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physiology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
Использование: в медицинской технике для измерения функции легких у человека и животных. Сущность: способ контроля функции легких у субъекта предусматривает включение пневмотахометра последовательно с дыхательными путями субъекта и отбор показаний давления перед и после неподвижно установленного элемента сопротивления, установленного в пневмотахометре. Вторые показания давления отбирают вместе с установленным по месту вторым элементом сопротивления и обрабатывают серию показателей для подсчета характерных кривых расхода для дыхательных путей субъекта. Первую и вторую константы времени рассчитывают по кривым расхода и используют для расчета значения упругости легких и сопротивления дыхательных путей. Способ осуществляют с помощью пневмотахометрического устройства с неподвижным первым элементом сопротивления и подвижным вторым элементом сопротивления, выполненными с перфорацией и установленными в трубопроводе, сообщенном с первым и вторым окнами. Устройство для контроля функции легких содержит пневмотахометрическое устройство, сообщенное через окна в корпусе с парой датчиков давления, соединенных с процессором для проведения необходимых расчетов временных констант и значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей. Способ и устройства позволяют измерить сопротивление дыхательных путей и упругость легких. 3 с. и 9 з.п.ф-лы, 9 ил.
Description
Изобретение относится к способу, пневмотахометрическому устройству и устройству для контроля функции легких субъекта при проведении измерений.
Измерение функции легких у человека и других животных имеет различное назначение. У пациентов с эмфиземой легких или другими респираторными заболеваниями контролирование функции легких может быть полезным и при лечении заболевания и при проведении курса исследований. Полезным также бывает определение способностей и функций легких у спортсменов и женщин. Существуют также другие области применения таких измерений.
Два важных параметра при измерении функции легких представляют собой сопротивление (Raw) дыхательных путей и упругость легких грудной клетки (Clt). Эти параметры аналогичны электрическим параметрам сопротивления и емкости и определяют константу r = Raw x Clt. Раньше сопротивление дыхательных путей измеряли с помощью плетиэмографии тела, в то время как упругость грудной клетки и легких измеряли с помощью глотательного баллона.
Известен способ контроля функции легких у субъекта из патента США N 4031885, кл. A 61 B 5/08, 1977, предусматривающий последовательное подсоединение к дыхательным путям субъекта и последующий замер давления и подсчет значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей.
Известно также пневмотахометрическое устройство для контроля функции легких субъекта, содержащее корпус, выполненный в виде трубопровода для последовательного подсоединения к дыхательным путям субъекта, первый и второй элементы сопротивления, выполненные с перфорацией и установленные в трубопроводе, первое и второе окна в корпусе, сообщающиеся с трубопроводом по обе стороны первого элемента сопротивления (см. патент США N 5060655, кл. A 61 B 5/08, 1991 г).
Кроме того, известно устройство для контроля функции легких субъекта, содержащее средство обработки выходных сигналов датчиков с аналого-цифровым преобразователем и средство для проведения измерений (см. патент США N 4031885, кл. A 61 B 5/08, 1977).
Задача настоящего изобретения состоит в том, чтобы обеспечить в альтернативном способе и устройствах для измерения функции легких устранение указанных недостатков. Согласно изобретению технический результат достигается за счет того, что в известном способе контроля функции легких субъекта дополнительно к дыхательным путям субъекта подсоединяют пневмотахометр с двумя элементами сопротивления, один из которых выполнен съемным, отбирают несколько первых и вторых показаний давления в пневмотахометре перед и после первого элемента сопротивления соответственно при наличии или отсутствии второго элемента сопротивления, на основании которых обсчитывают первые и вторые характерные кривые расхода дыхательных путей, выделяют первую и вторую константы времени, подсчитывают значения упругости легких и сопротивления дыхательных путей для субъекта по первой и второй константам времени из соотношения
τ = Raw × Clt,
где τ - константа времени;
Raw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
τ = Raw × Clt,
где τ - константа времени;
Raw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
Характерные кривые расхода представляют в виде кривых по времени, из которых выделяют константу времени.
Константу времени выделяют по наклону кривой расход - объем на выдохе.
В известном пневмотахометрическом устройстве для контроля функции легких субъекта второй элемент сопротивления подвижно установлен в дополнительно выполненной щели корпуса с возможностью снятия, а перфорация выполнена с заранее заданными размерами эффективных отверстий; второй элемент сопротивления выполнен с возможностью снятия с корпуса; второй элемент сопротивления установлен в щели корпуса поперек трубопровода; окна корпуса выполнены с возможностью соединения с соответствующими датчиками давления через патрубки и трубки, и корпус выполнен с возможностью размещения датчиков давления внутри или вблизи окон. И в известном устройстве для контроля функции легких субъекта средство для проведения измерений выполнено в виде пневмотахометрического устройства, первое и второе окна в корпусе которого сообщаются с первым и вторым датчиками давления для генерирования выходных сигналов, соответствующих показаниям давления, средство обработки выполнено с возможностью получения первой и второй серий выходных сигналов датчиков, соответствующих показаниям давления при наличии или отсутствии второго средства сопротивления, для подсчета характерных кривых расхода воздуха в дыхательных путях субъекта, для выделения первой и второй констант времени из соответствующих кривых и для расчета по ним значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей.
Датчики давления расположены с возможностью перепада давления в сечении первого элемента сопротивления для расчета расхода воздуха в трубопроводе, кроме того, устройство для контроля функции легких субъекта снабжено индикаторными средствами для отслеживания одного или более измеренных или подсчитанных значений; и
средство обработки выходных сигналов датчиков содержит усилители выходных сигналов с первого и второго датчиков давления и микропроцессор для проведения расчетов и генерирования выходного или отслеживающего сигналов.
средство обработки выходных сигналов датчиков содержит усилители выходных сигналов с первого и второго датчиков давления и микропроцессор для проведения расчетов и генерирования выходного или отслеживающего сигналов.
Согласно предложенному изобретению, устраняются недостатки, присущие известным аналогом.
Кроме того, согласно изобретению предпочтительно отбирается несколько первых и вторых показаний давления дыхательных путей для обсчета соответствующих первой и второй расходных кривых дыхательных путей.
Кривые расхода дыхательных путей представляют собой кривые расхода воздуха по времени, из которых получают константу времени для легких.
Далее, согласно изобретению в пневмоизмерительном устройстве для контроля функции легких у субъекта второй элемент сопротивления расположен с возможностью перемещения между рабочим положением в трубопроводе, в котором он повышает сопротивление газовому потоку, и нерабочим положением, при котором он не оказывает практически никакого влияния на газовый поток в трубопроводе, при этом первый и второй элементы сопротивления могут быть выполнены в виде перфорированных пластин с заранее заданными эффективными размерами отверстий.
Второй элемент сопротивления предпочтительно выполнен с возможностью снятия его с корпуса при нерабочем его положении. Например, второй элемент сопротивления может быть свободно вставлен в щель в корпусе, которая пересекает трубопровод.
Окна в корпусе могут быть приспособлены для сообщения с соответствующими датчиками давления через патрубки или трубки.
Альтернативно, корпус может быть приспособлен для размещения датчиков давления в окнах или смежно с ними.
В любом случае датчики давления размещают для измерения перепадов давления в сечении первого элемента сопротивления, по измеряемой величине которого может быть рассчитан расход воздуха через трубопровод.
Согласно изобретению устройство для контроля функции легких субъекта может отключать также индикаторные средства, такие как цифровой или графический дисплей для отслеживания одной или более измеренной или подсчитанной величины.
Средство обработки могут включать в себя усилители для усиления выходных сигналов с первого и второго датчиков давления, по меньшей мере один аналого-цифровой преобразователь для преобразования усиленных выходных сигналов в цифровой вид и микропроцессор для проведения необходимых расчетов и для генерирования выходных или, при необходимости, отслеживающих сигналов.
Изобретение иллюстрируется чертежами, на которых изображено: на фиг. 1 - вид сбоку в сечении разделенного на части пневмотахометрического устройства согласно настоящему изобретению; на фиг. 2 - частичный вид в сечении устройства по фиг. 1 в сборе; на фиг. 3 - упрощенная блок-схема устройства для измерения функции легких, совмещенная с пневматахометром по фиг. 1 и 2; на фиг. 4 - упрощенная диаграмма, показывающая расчет подходящих параметров с помощью устройства по фиг. 3; на фиг. 5 - схематичная диаграмма, показывающая параметры дыхательных путей, сходные с усиленным выдохом; на фиг. 6 - упрощенная блок-схема, показывающая операционный цикл обрабатывающих средств устройства по фиг. 3; на фиг. 7 - электрическая блок-схема предусилительной цепи устройства; на фиг. 8 - электрическая блок-схема микропроцессора и аналого-цифровая цепь устройства; и на фиг. 9 - блок-схема запускающей и синхронизирующей по времени цепи устройства.
Настоящее изобретение согласно фиг. 1 - 9 представляет собой способ контроля функции легких субъекта, состоящий в последовательном подсоединении к дыхательным путям субъекта и последующем замере давления и подсчете значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей, при этом к дыхательным путям субъекта подсоединяют пневмотахометр с двумя элементами сопротивления, один из которых выполнен съемным, отбирают несколько первых и вторых показаний давления в пневмотахометре перед и после или отсутствии второго элемента сопротивления, на основании которых обсчитывают первые и вторые характерные кривые расхода дыхательных путей, выделяют первую и вторую константы времени, подсчитывают значения упругости легких и сопротивления дыхательных путей для субъекта по первой и второй контактам времени из соотношения
τ = Raw × Clt,
где τ - константа времени;
Raw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
τ = Raw × Clt,
где τ - константа времени;
Raw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
Характерные кривые расхода представляют в виде кривых по времени, из которых выделяют константу времени;
константу времени выделяют по наклону кривой расход - объем на выходе.
константу времени выделяют по наклону кривой расход - объем на выходе.
Пневмотахометрическое устройство для контроля функции легких субъекта содержит корпус, выполненный в виде трубопровода для последовательного подсоединения к дыхательным путям субъекта, первый и второй элементы сопротивления, выполненные с перфорацией и установленные в трубопроводе, первое и второе окна в корпусе, сообщающиеся с трубопроводом по обе стороны первого элемента сопротивления, при этом второй элемент сопротивления подвижно установлен в дополнительно выполненной щели корпуса с возможностью снятия, а перфорация выполнена с заранее заданными размерами эффективных отверстий; второй элемент сопротивления выполнены с возможностью снятия корпуса; второй элемент сопротивления установлен в щели корпуса поперек трубопровода; окна корпуса выполнены с возможностью соединения с соответствующими датчиками давления через патрубки и трубки, а корпус выполнен с возможностью размещения датчиков давления внутри или вблизи окон.
Устройство для контроля функции легких субъекта содержит средство обработки выходных сигналов датчиков аналого-цифровым преобразователем и средство для проведения измерений, при этом средство для проведения измерений выполнено в виде пневмотахометрического устройства, первое и второе окна в корпусе которого сообщаются с первым и вторым датчиками давления для генерирования выходных сигналов, соответствующих показаниям давления, средство обработки выполнено с возможностью получения первой и второй серий выходных сигналов датчиков, соответствующих показаниям давления при наличии или отсутствии второго средства сопротивления, для подсчета характерных кривых расхода воздуха в дыхательных путях субъекта, для выделения первой и второй констант времени из соответствующих кривых и для расчета по ним значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей;
датчики давления расположены с возможностью измерения пер6епада давления в сечении первого элемента сопротивления для расчета расхода воздуха в трубопроводе.
датчики давления расположены с возможностью измерения пер6епада давления в сечении первого элемента сопротивления для расчета расхода воздуха в трубопроводе.
Кроме того, устройство для контроля функций легких субъекта снабжено индикаторными средствами для отслеживания одного или более измеренных или подсчитанных значений; а
средство обработки выходных сигналов датчиков содержит усилители выходных сигналов с первого и второго датчиков давления и микропроцессор для проведения расчетов и генерирования выходного или отслеживающего сигналов.
средство обработки выходных сигналов датчиков содержит усилители выходных сигналов с первого и второго датчиков давления и микропроцессор для проведения расчетов и генерирования выходного или отслеживающего сигналов.
Устройство, показанное на фиг. 1 и 2, представляет собой модифицированный пневмотахометр, который предназначен два установки последовательно с дыхательными путями субъекта и позволяет размещать для различных заранее определенных элемента сопротивления последовательно с дыхательными путями субъекта, что обеспечивает точные измерения, по результатам которых могут быть подсчитаны данные функции легких.
Пневмотахометр имеет корпус 10, содержащий впускную часть 12, центральную часть 14 и выпускную часть 16, которые в основном выполнены цилиндрическими и каждая из которых имеет центральное круглое отверстие так, что корпус как единое целое образует центральный трубчатый трубопровод 18. Впускная часть 16 корпуса 10 имеет соответственно трубчатые концы 20 и 22 для подключения патрубков или рукавов к пневмотахометру. На фиг. 2 гибкий рукав 24 соединен с впускной часть 12 и показан (на фиг. 3) вставленным в рот пациента 26 (человека). Обычно пневмотахометр 10 представляет собой часть анестезирующего контура или более сложного измерительного устройства, чем то, что схематично показано на фиг. 3.
Согласно фиг. 1 и 2 впускная часть 12 корпуса 10 ограничивает кольцевое посадочное седло 28, концентричное с его отверстием и которое принимает на себя элемент сопротивления, выполненный в виде перфорированной пластины 30. Пластина 30 обычно представляет собой металлический диск с перфорацией из отверстий заранее заданного количества и размеров, так что она обеспечивает заранее заданную степень сопротивления воздушному или газовому потоку через трубопровод 18 пневмотахометра. Элемент 30 сопротивления зажат в своем положении седлом 28, когда впускная часть и центральная часть 14 пневмотахометра скрепляются вместе, как показано на фиг. 2.
Окна 32 и 34 выполнены во впускной части 12 и центральной части 14 корпуса соответственно и заканчиваются соответственно штуцерами 36 и 38, которые имеют удлиненные головки для насаживания гибких трубок 40 и 42. Окна 32 и 34 проходят радиально через корпусные части 12 и 14, сообщаясь с центральным трубопроводом 18.
Выпускная часть 16 корпуса пневмотахометра выполнена с радиально проходящей щелью 44, которая пересекает трубопровод 18. Эта щель принимает второй элемент 46 сопротивления, который подобен первому элементу 30 сопротивления, но имеет наконечник 48 или иное захватывающее средство на одном его конце для того, чтобы пользователю можно было за него ухватиться, вставляя или вынимая из щели 44. На фиг. 2 показан второй элемент 46 сопротивления, установленный в щели 44 так, что первый и второй элементы сопротивления эффективно расположены в последовательности с дыхательными путями пациента. Когда второй элемент 46 сопротивления вынимают из щели 44, то только первый элемент 30 сопротивления остается в потоке дыхательных путей пациента, поэтому видно, что общее сопротивление, установленное в дыхательных путях пациента, можно изменять от значения R1, соответствующего только первому элементу 30 сопротивления, до второго значения R1+R2, соответствующего обоим элементам сопротивления 30 и 46.
Согласно прототипу изобретения, элемент 30 сопротивления имел значение около 0,35 см водяного столба на литр за секунду, в то время как значение сопротивления элемента 46 было около 1 см водяного столба на литр за секунду.
Согласно фиг. 3, трубки 40 и 42, соединенные с пневмотахометром по фиг. 1 и 2, показаны соединенными с преобразователем 50 дифференциального давления. Преобразователь давления обеспечивает выходной электрический сигнал, который пропорционален разности давления в сечении первого элемента 30 сопротивления в трубопроводе 18 пневмотахометра. Выходной сигнал с преобразователя 50 давления усиливается предусилителем 52, и усиленный выходной сигнал подается на аналого-цифровой преобразователь 54. Аналого-цифровой преобразователь преобразует в цифровой усиленный выходной сигнал с преобразователя давления, и цифровой выходной сигнал подается на микропроцессор 56, совмещенный с блоком 58 (ROM) памяти для постоянных величин и с блоком 60 (RAM) памяти с произвольным порядком выборки. Цифровой дисплей 62 (или иной дисплей вроде цифрового дисплея) выполнен с приводом от выходного сигнала с микропроцессора 56 или от совмещенного с дисплеем привода.
Электрическая цепь по фиг. 3 показана более подробно на фиг. 6, 7, 8 и 9, которые представляют собой блок-схемы цепи, использованной в прототипе изобретения.
На фиг. 7 преобразователь 50 дифференциального давления является устройством типа LT 1014, который соединен с операционным усилителем U2A, U2B, U2C и U2D соответствующей пары дифференциальных усилителей LM324, которая согласуется с предусилителем 52 на фиг. 3. Соответственно усиленные выходные сигналы с предусилителей подаются на выводы 1 и 2 штепсельного разъема 61, который используется также для подачи энергии от сети источника питания к датчикам давления и усилителям. Схема на фиг. 8 включает в себя пороговый детектор U5A, который получает выходной сигнал со схемы предусилителя на фиг. 7 через схему дифференциатора, содержащую резистор R5 и емкость C7. Выход со схемы дифференциатора представляет собой быстро растущий сигнал начального потока, который формируется и инвертируется пороговым детектором U5A и подается на триггерный вход синхронизирующей по времени схемы U8 типа 555. Это запускает синхронизирующую схему, у которой время задержки 5 с, которая подбирается в соответствии с максимально возможным временем выдоха, который надо измерить.
Выход из синхронизирующей схемы представляют собой положительный прямоугольный импульс, который подается на базу транзистора Q2. Транзистор Q2 инвертируется, размыкая второй транзистор Q1 и генерируя 5-секундный запускающий сигнал.
Запускающий сигнал используется в схеме по фиг. 8 для запуска следующего колебательного контура, выполненного на базе реле времени U7 типа 555 и который формируется при частоте 200 Гц. Запускающий сигнал запускает также микропроцессор U1, который приспосабливает аналого-цифровой преобразователь U4 и накапливает цифровые выходные данные с аналого-цифрового преобразователя в блоке памяти RAM.
Фиг. 4 представляет собой графическое изображение двух характерных кривых расхода для дыхательных путей пациента. Здесь видно, что кривые имеют, в основном, логарифмическое затухание от начального объема к меньшему объему, который изменяется по времени, как и выдох пациента. На самой верхней точке кривой скорость потока воздуха в дыхательных путях пациента понижается из-за наличия второго элемента R2 сопротивления, в то время как самая нижняя кривая показывает более быстрый поток выхода благодаря отсутствию второго элемента R2 сопротивления.
Когда пневмотахометр подсоединен последовательно к дыхательному тракту пациента, поток воздуха через пневмотахометр благодаря выдоху создает в результате перепад давления в сечении первого элемента 30 сопротивления, и выходной сигнал с преобразователя 50 давления, соответствующий перепаду давления, служит признаком того, что воздушный поток проходит через пневмотахометр.
Микропроцессор 56 на фиг. 3 работает под контролем программного обеспечения, заложенного в блоке памяти 58 RAM в соответствии с упрощенной блок-схемой на фиг. 6. Устройство имеет два базовых режима работы, указанных в виде блоков - режим "Пассивное дыхание" и режим "Интенсивное дыхание", на фиг. 6. Обратимся сначала к режиму пассивного дыхания. В первую очередь, в режиме пассивного дыхания показания давления с преобразователей 44 и 46 давления непрерывно преобразуются в цифровые значения и подаются на микропроцессор, который накапливает значения с каждого преобразователя в массиве данных за период времени в несколько секунд. Это накопление выражается в виде верхней и нижней кривых, показанных на фиг. 4. В каждом случае начальное время T1 определено и оно соответствует 0,9 Vo. Второе время T2 рассчитывается так, что разность T2-T1 = τ. Верхняя константа τ легких представляет собой время (в секундах), необходимое для того, чтобы объем V на фиг. 4 упал до 1/е или до 38% их начального объема.
Это соотношение может быть выражено как:
где L - количество потока, протекающего в единицу времени, или скорость потока в литрах за секунду.
где L - количество потока, протекающего в единицу времени, или скорость потока в литрах за секунду.
Из известного соотношения:
τ = Raw × Clt
и по двум сериям показателей, полученным при втором элементе сопротивления, установленном по месту в пневмотахометре и без него, могут быть рассчитаны сопротивление Raw дыхательных путей и упругость Clt легких и грудной клетки.
τ = Raw × Clt
и по двум сериям показателей, полученным при втором элементе сопротивления, установленном по месту в пневмотахометре и без него, могут быть рассчитаны сопротивление Raw дыхательных путей и упругость Clt легких и грудной клетки.
Устройство на фиг. 3 может быть также использовано в режиме интенсивного дыхания. Схематическое изображение на фиг. 5 представляет показание параметров дыхательного тракта, которые имеют отношение к режиму интенсивного дыхания. На фиг. 5 круглая секция 64 в левой части вида представляет собой альвеолярный мешочек легких, который скомбинирован по форме с эластичным элементом, или упругостью легких, который, в свою очередь, реагирует на повышение отдачи альвеол, если в это время увеличивается объем легких. Узкая трубчатая часть 66 справа от круглой части представляет сообщающийся тракт, в то время как прямоугольная коробка 68 представляет грудную клетку. Окно 70 в правом конце коробки 68 представляет собой отверстие рта.
Давление внутри грудной клетки передается снаружи на альвеолы. При дыхании давление в альвеолах повышается из-за того, что давление отдачи альвеол добавляется к давлению внутри грудной клетки. Если давление во рту номинально равно нулю и возникает градиент давления, то, значит, начался поток воздуха. Иногда вдоль сообщающегося тракта 66 давление внутри и снаружи дыхательного тракта будет одинаковым. Это соответствует точке равного давления (EPP), показанной на схематическом изображении. В противотоке от этой точки дыхательный тракт никогда не сжимается и этот участок называется противоточный сегмент Ru, в то время как вниз по потоку участок обозначается Rd. Относительные длины противоточного и поточного сегментов изменяются в зависимости от давления внутри грудной клетки, но имеют фиксированное отношение, когда воздушный поток становится весьма независимым. Во время интенсивного дыхания имеется внутриклеточный рост давления и уменьшение объема легких, как только начинается поток воздуха. Как только поток падает, кривая расхода разделяется на сильно зависимую первую часть и сильно независимую вторую часть, где скорость расхода не может быть повышена от повышенного давления внутри грудной клетки. Экспериментальные исследования показали, что средняя, третья часть между ними, на кривой расхода имеет преимущественно линейное соотношение с выдыхаемым объемом, которое соответствует тому случаю, когда произведение упругости и сопротивление остаются постоянным.
Программное обеспечение данного устройства (фиг.6) может совмещать записанные расходные показания по объему и диаграмму расхода по объему. Если поток не турбулентный, это соотношение представляет собой простую линию, с диаграммой, являющейся константой времени. Первая и последняя части кривой расход/объем зачастую являются турбулентными, а центральная, прямая часть кривой, может быть выбрана для упрощения необходимых расчетов. Это может быть сделано визуально при использовании графического изображения кривой расход/время или автоматически.
При увеличении давления внутри грудной клетки это не вызывает никакого увеличения расхода, тогда степень повышения Rd должна быть равна степени повышения давления внутри грудной клетки. В этом случае контроль за расходом воздуха определяется упругостью Cl легких и Ru. Произведение RuCl представляет собой константу времени легких для интенсивного выдоха. Оно представляет собой значимый индекс функции легких, линейно соотнесенный с тяжестью препятствующих заболеваний легких, таких как астма или эмфизема, и ограничительных заболеваний, таких как саркоидос.
При пассивном режиме дыхания изобретение работает по записывающей кривой временной константы (предпочтительно по кривой вдоха или кривой выдоха при обезболивании) на двух различных известных значениях сопротивления в цепи выхода. В контрольном режиме, который используется при обезболивании, обеспечивается показание произведения RawClt, которое преобразуется каждую минуту. В режиме измерения измерения Raw и Clt подаются на дисплей по отдельности. Программное обеспечение, введенное в данное устройство, контролирует измерения до тех пор, пока расхождения между последовательными измерениями не станут меньше 10%. Тогда измеренные результаты выдаются на дисплей.
В режиме интенсивного давления произведение CltRaw увеличивается. Это показание, в основном, полезно в полевых условиях и клинических амбулаториях, когда, например, необходимо получить быстрые результаты для многочисленных пациентов.
Описанные способ и устройство позволяют относительно быстро и точно произвести измерения сопротивления дыхательных путей и упругость легких и грудной клетки пациентов без трудоемких и неудобных процедур. Устройство может быть выполнено маленьким и портативным для применения в полевых или оперативных условиях деятельности.
Пояснения к фиг. 6
1. Выбор режима работы
2. Пассивное дыхание
3. Режим отслеживания (контроля)
4. Преобразование аналогового сигнала в цифровое значение
5. Накопление цифровых значений в массиве данных
6. Графическое изображение на дисплее
7. Массив данных V1 = 0,9 пик
8. Расчет T1 времени, соответствующего V1
9. V2 = 0,368 • V1
10. Расчет T2, соответствующего V1
11. TAL0 = T2 - T1
12. Графическое изображение на дисплее
13. Расчет прошедшего времени
14. Прошедшее время = 1 минута?
15. Полученную команду вывести?
16. Полученную команду вывести?
17. Режим расчета R и C
18. Преобразование аналогового сигнала в цифровой
19. Накопление цифровых значений в массиве данных
20. Графическое изображение на дисплее
21. Массив данных V1 = 0,9 пик
22. Расчет T1 времени, соответствующего v1
24. Расчет T2 времени, соответствующего V2
25. Массив данных V3 = 2/3 пик
26. Расчет T3 времени, соответствующего V3
27. Массив данных V3 = 1/3 пик
28. Расчет T4 времени, соответствующего V4
29. Это первое из двух показаний?
30-31. ТАU 0 = T2 - T1
32-33. Расчет TAU
34-35. Усреднение TAU
36-37. Вывод на дисплей рассчитанных и усредненных
38. Первое показание = ошибка
39. Срочное использование величины R
40. Расчет R
41. Расчет C
42. Вывод на дисплей
43. Первое показание=верно
44. Повторить тест?
45. Интенсивное дыхание
46. Преобразование аналогового сигнала в цифровой
47. Накопление их в массиве данных
48. Графическое изображение на дисплее
49. Массив данных V1 = 0,5 пик
50. Расчет T1, соответствующего V1
51. -V2 = 0,368 • V1
52. Расчет T2, соответствующего V2
53. - TAU0 = T2 - T1
54. Вывод на дисплей TAU
55. Повторить тест?
1. Выбор режима работы
2. Пассивное дыхание
3. Режим отслеживания (контроля)
4. Преобразование аналогового сигнала в цифровое значение
5. Накопление цифровых значений в массиве данных
6. Графическое изображение на дисплее
7. Массив данных V1 = 0,9 пик
8. Расчет T1 времени, соответствующего V1
9. V2 = 0,368 • V1
10. Расчет T2, соответствующего V1
11. TAL0 = T2 - T1
12. Графическое изображение на дисплее
13. Расчет прошедшего времени
14. Прошедшее время = 1 минута?
15. Полученную команду вывести?
16. Полученную команду вывести?
17. Режим расчета R и C
18. Преобразование аналогового сигнала в цифровой
19. Накопление цифровых значений в массиве данных
20. Графическое изображение на дисплее
21. Массив данных V1 = 0,9 пик
22. Расчет T1 времени, соответствующего v1
24. Расчет T2 времени, соответствующего V2
25. Массив данных V3 = 2/3 пик
26. Расчет T3 времени, соответствующего V3
27. Массив данных V3 = 1/3 пик
28. Расчет T4 времени, соответствующего V4
29. Это первое из двух показаний?
30-31. ТАU 0 = T2 - T1
32-33. Расчет TAU
34-35. Усреднение TAU
36-37. Вывод на дисплей рассчитанных и усредненных
38. Первое показание = ошибка
39. Срочное использование величины R
40. Расчет R
41. Расчет C
42. Вывод на дисплей
43. Первое показание=верно
44. Повторить тест?
45. Интенсивное дыхание
46. Преобразование аналогового сигнала в цифровой
47. Накопление их в массиве данных
48. Графическое изображение на дисплее
49. Массив данных V1 = 0,5 пик
50. Расчет T1, соответствующего V1
51. -V2 = 0,368 • V1
52. Расчет T2, соответствующего V2
53. - TAU0 = T2 - T1
54. Вывод на дисплей TAU
55. Повторить тест?
Claims (12)
1. Способ контроля функции легких субъекта, состоящий в последовательном подсоединении к дыхательным путям субъекта и последующем замере давления и подсчете значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей, отличающийся тем, что к дыхательным путям субъекта подсоединяют пневмотахометр с двумя элементами сопротивления, один из которых выполнен съемным, отбирают несколько первых и вторых показаний давления в пневмотахометре перед и после первого элемента сопротивления соответственно, при наличии или отсутствии второго элемента сопротивления, на основании которых обсчитывают первые и вторые характерные кривые расхода дыхательных путей, выделяют первую и вторую константы времени, подсчитывают значения упругости легких и сопротивления дыхательных путей для субъекта по первой и второй константам времени из соотношения
τ = Paw × Clt,
где τ - константа времени;
Paw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
τ = Paw × Clt,
где τ - константа времени;
Paw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
2. Способ по п.1, отличающийся тем, что характерные кривые расхода представляют в виде кривых по времени, из которых выделяют константу времени.
3. Способ по п.2, отличающийся тем, что константу времени выделяют по наклону кривой расход - объем на выходе.
4. Пневмотахометрическое устройство для контроля функции легких субъекта, содержащее корпус, выполненный в виде трубопровода для последовательного подсоединения к дыхательным путям субъекта, первый и второй элементы сопротивления, выполненные с перфорацией и установленные в трубопроводе, первое и второе окна в корпусе, сообщенные с трубопроводом по обе стороны первого элемента сопротивления, отличающееся тем, что второй элемент сопротивления подвижно установлен в дополнительно выполненной щели корпуса с возможностью снятия, а перфорация выполнена с заранее заданными размерами эффективных отверстий.
5. Устройство по п.4, отличающееся тем, что второй элемент сопротивления выполнен с возможностью снятия с корпуса.
6. Устройство по п.5, отличающееся тем, что второй элемент сопротивления установлен в щели корпуса поперек трубопровода.
7. Устройство по п.5 или 6, отличающееся тем, что окна корпуса выполнены с возможностью соединения с соответствующими датчиками давления через патрубки и трубки.
8. Устройство по п.5, или 6, или 7, отличающееся тем, что корпус выполнен с возможностью размещения датчиков давления внутри или вблизи окон.
9. Устройство для контроля функции легких субъекта, содержащее средство обработки выходных сигналов датчиков с аналого-цифровым преобразователем и средство для проведения измерений, отличающееся тем, что средство для проведения измерений выполнено в виде пневмотахометрического устройства, первое и второе окна в корпусе которого сообщены с первым и вторым датчиками давления для генерирования выходных сигналов, соответствующих показаниям давления, средство обработки выполнено с возможностью получения первой и второй серии выходных сигналов датчиков, соответствующих показаниям давления при наличии или отсутствии второго средства сопротивления, для подсчета характерных кривых расхода воздуха в дыхательных путях субъекта, для выделения первой и второй констант времени из соответствующих кривых и для расчета по ним значений упругости легких и сопротивления дыхательных путей.
10. Устройство по п.9, отличающееся тем, что датчики давления расположены с возможностью измерения перепада давления в сечении первого элемента сопротивления для расчета расхода воздуха в трубопроводе.
11. Устройство по п.9 или 10, отличающееся тем, что оно снабжено индикаторными средствами для отслеживания одного или более измеренных или подсчитанных значений.
12. Устройство по п.9, или 10. или 11, отличающееся тем, что средство обработки выходных сигналов датчиков содержит усилители выходных сигналов с первого и второго датчиков давления и микропроцессор для проведения расчетов и генерирования выходного или отслеживающего сигналов.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| ZA93/1716 | 1993-03-10 | ||
| ZA931716 | 1993-03-10 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU94007641A RU94007641A (ru) | 1996-10-27 |
| RU2127077C1 true RU2127077C1 (ru) | 1999-03-10 |
Family
ID=25582647
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU94007641/14A RU2127077C1 (ru) | 1993-03-10 | 1994-03-09 | Способ, пневмотахометрическое устройство и устройство для контроля функции легких субъекта |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5522397A (ru) |
| EP (1) | EP0627196B1 (ru) |
| JP (1) | JP3468574B2 (ru) |
| CN (1) | CN1098279A (ru) |
| AT (1) | ATE175332T1 (ru) |
| AU (1) | AU671185B2 (ru) |
| CA (1) | CA2118643C (ru) |
| DE (1) | DE69415724T2 (ru) |
| RU (1) | RU2127077C1 (ru) |
| ZA (1) | ZA944098B (ru) |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB2303706B (en) * | 1995-06-30 | 1999-09-01 | Pat Neway Limited | Lung function monitoring apparatus flowheads |
| 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 |
| WO1997018003A1 (en) * | 1995-11-15 | 1997-05-22 | 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 |
| WO1997032619A1 (de) * | 1996-03-08 | 1997-09-12 | Medisize B.V. | Vorrichtung und verfahren zur überwachung von atemkennwerten eines beatmungssystems |
| CA2201042A1 (en) * | 1997-03-26 | 1998-09-26 | Peter Tiffany Macklem | Measurement of airway calibre |
| US6068602A (en) * | 1997-09-26 | 2000-05-30 | Ohmeda Inc. | Method and apparatus for determining airway resistance and lung compliance |
| KR100263018B1 (ko) * | 1998-03-04 | 2000-09-01 | 차은종 | 폐활량 검사장치 |
| KR19980025075U (ko) * | 1998-04-27 | 1998-07-25 | 이경용 | 1회용의 의료용 내시경 감염방지기구 |
| US6066101A (en) * | 1998-04-20 | 2000-05-23 | University Of Maryland | Airflow perturbation device and method for measuring respiratory resistance |
| DE19857090A1 (de) * | 1998-12-10 | 2000-06-29 | Stephan Boehm | Verfahren zur regionalen Bestimmung des alveolären Öffnens und des alveolären Schließens der Lunge |
| US6723055B2 (en) | 1999-04-23 | 2004-04-20 | Trustees Of Tufts College | System for measuring respiratory function |
| US6287264B1 (en) | 1999-04-23 | 2001-09-11 | The Trustees Of Tufts College | System for measuring respiratory function |
| US7094206B2 (en) | 1999-04-23 | 2006-08-22 | The Trustees Of Tufts College | System for measuring respiratory function |
| US6135967A (en) * | 1999-04-26 | 2000-10-24 | Fiorenza; Anthony Joseph | Respiratory ventilator with automatic flow calibration |
| GB2368398A (en) * | 2000-09-27 | 2002-05-01 | Blease Medical Equipment Ltd | Apparatus and method for measuring fluid flow |
| CA2386639A1 (en) | 2002-05-16 | 2003-11-16 | Dynamic Mt Gmbh | Portable electronic spirometer |
| US7282032B2 (en) * | 2003-06-03 | 2007-10-16 | Miller Thomas P | Portable respiratory diagnostic device |
| EP2190351B1 (en) * | 2007-07-26 | 2019-03-20 | Pulmone Advanced Medical Devices, Ltd. | Methods for the measurement of lung volumes |
| US20110125068A1 (en) * | 2009-08-26 | 2011-05-26 | Hansen Leland G | Frequency Optimization for Chest Compression Apparatus |
| CN102596028B (zh) * | 2009-09-01 | 2015-04-22 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于对自主换气受试者中的肺顺应性进行量化的系统和方法 |
| JP5858927B2 (ja) * | 2009-12-28 | 2016-02-10 | ユニバーシティ オブ フロリダ リサーチ ファンデーション インコーポレーティッド | リアルタイム肺メカニクスを評価するためのシステム |
| WO2011145014A1 (en) * | 2010-05-17 | 2011-11-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | System and method for estimating upper airway resistance and lung compliance employing induced central apneas |
| CN103764027B (zh) * | 2011-08-25 | 2016-05-25 | 皇家飞利浦有限公司 | 无创通气测量 |
| US10349883B2 (en) | 2011-12-30 | 2019-07-16 | Koninklijke Philips N.V. | Airway impedance measurement integrated with respiratory treatment devices |
| CN104207779B (zh) * | 2013-05-31 | 2019-03-05 | 北京谊安医疗系统股份有限公司 | 呼气流量检测器 |
| WO2015028890A2 (en) * | 2013-08-26 | 2015-03-05 | Palti Yoram Prof | Pulmonary compliance and air flow resistance |
| JP6098529B2 (ja) * | 2014-01-17 | 2017-03-22 | 株式会社デンソー | 呼吸機能検査システム、呼吸機能検査システム用の呼吸経路 |
| CN107072593A (zh) * | 2014-11-25 | 2017-08-18 | 金宙科技有限公司 | 人类呼吸系统功能的测量装置及方法 |
| US20180168484A1 (en) * | 2015-05-17 | 2018-06-21 | N E Field Diagnostics Ltd. | Pulmonary function test devices and methods |
| EP3518762B1 (en) | 2016-09-28 | 2024-01-10 | Indian Institute of Technology, Guwahati | A lung condition monitoring device |
| WO2019021316A1 (en) * | 2017-07-26 | 2019-01-31 | Cipla Limited | FLOW DETECTION ARRANGEMENT FOR SPIROMETER, AND METHOD THEREOF |
| EP3682925A4 (en) * | 2017-09-14 | 2021-04-14 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | METHOD AND DEVICE FOR DISPLAY OF THE STATUS DURING A VENTILATION PROCESS |
| CN113040747A (zh) * | 2021-03-18 | 2021-06-29 | 中国科学院空天信息创新研究院 | 肺功能监测评估设备及方法 |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE1029526B (de) * | 1957-04-15 | 1958-05-08 | Jaeger Erich | Geraet zur fortlaufenden Messung des Atemwiderstandes |
| US3857385A (en) * | 1970-04-03 | 1974-12-31 | Jaeger E | Direct indicating devices for measuring respiratory resistance |
| BE814753A (fr) * | 1974-05-08 | 1974-09-02 | Appareil electronique et automatique pour la mesure de la resistance bronchique et de l'elastance pulmonaire. | |
| US4220161A (en) * | 1975-04-18 | 1980-09-02 | Berlin Howard M | Perturbation device for the measurement of airway resistance |
| DE3021326A1 (de) * | 1980-06-06 | 1981-12-17 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Einrichtung zur messung von mindestens zwei pneumatischen lungenparametern und messverfahren hierzu |
| SU1097269A1 (ru) * | 1982-01-21 | 1984-06-15 | Специальное конструкторско-технологическое бюро физического приборостроения с опытным производством Института физики АН УССР | Устройство дл исследовани динамических параметров дыхани |
| US4856532A (en) * | 1987-07-22 | 1989-08-15 | Johnson Arthur T | Large-signal airway resistance measurement |
| US5060655A (en) * | 1988-11-15 | 1991-10-29 | Hans Rudolph, Inc. | Pneumotach |
| GB8920499D0 (en) * | 1989-09-11 | 1989-10-25 | Micro Medical Ltd | Apparatus for measuring airway resistance |
| US5137026A (en) * | 1990-01-04 | 1992-08-11 | Glaxo Australia Pty., Ltd. | Personal spirometer |
| US5261397A (en) * | 1991-05-10 | 1993-11-16 | The Children's Hospital Of Philadelphia | Methods and apparatus for measuring infant lung function and providing respiratory system therapy |
-
1994
- 1994-03-08 US US08/208,024 patent/US5522397A/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-03-09 RU RU94007641/14A patent/RU2127077C1/ru not_active IP Right Cessation
- 1994-03-09 CA CA002118643A patent/CA2118643C/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-03-10 JP JP06663794A patent/JP3468574B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1994-03-10 DE DE69415724T patent/DE69415724T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1994-03-10 AU AU57746/94A patent/AU671185B2/en not_active Ceased
- 1994-03-10 EP EP94301706A patent/EP0627196B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-03-10 CN CN94104256A patent/CN1098279A/zh active Pending
- 1994-03-10 AT AT94301706T patent/ATE175332T1/de not_active IP Right Cessation
- 1994-06-10 ZA ZA944098A patent/ZA944098B/xx unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0627196B1 (en) | 1999-01-07 |
| DE69415724T2 (de) | 1999-07-29 |
| ZA944098B (en) | 1995-02-07 |
| CA2118643C (en) | 2000-08-29 |
| JP3468574B2 (ja) | 2003-11-17 |
| ATE175332T1 (de) | 1999-01-15 |
| CN1098279A (zh) | 1995-02-08 |
| RU94007641A (ru) | 1996-10-27 |
| EP0627196A1 (en) | 1994-12-07 |
| JPH06343623A (ja) | 1994-12-20 |
| DE69415724D1 (de) | 1999-02-18 |
| AU671185B2 (en) | 1996-08-15 |
| AU5774694A (en) | 1994-09-29 |
| US5522397A (en) | 1996-06-04 |
| CA2118643A1 (en) | 1994-09-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2127077C1 (ru) | Способ, пневмотахометрическое устройство и устройство для контроля функции легких субъекта | |
| US6224560B1 (en) | Flow restrictor for measuring respiratory parameters | |
| CN102770069B (zh) | 一氧化氮测量方法和设备 | |
| US5752921A (en) | Method and apparatus for determining tracheal pressure | |
| US6066101A (en) | Airflow perturbation device and method for measuring respiratory resistance | |
| US20150164373A1 (en) | Personal lung function monitoring device capable of exhaled breath analysis | |
| US7172557B1 (en) | Spirometer, display and method | |
| WO2013026902A1 (en) | Devices and methods for generating an artificial exhalation profile | |
| US20180168484A1 (en) | Pulmonary function test devices and methods | |
| US10466082B2 (en) | Flow meter | |
| Kuhlen et al. | A new method for PO. 1 measurement using standard respiratory equipment | |
| KR101703971B1 (ko) | 휴대용 양방향 호흡량 측정장치 및 방법 | |
| US6050953A (en) | Device and method for measuring a spirogram | |
| GB2055046A (en) | Determining hypersensitivity of the respiratory system | |
| EP1764036B1 (en) | Method for the determination of the time-delay between a main-stream ultrasonic flow sensor and a side-stream gas analyzer | |
| JP7109534B2 (ja) | 肺活量計の流れ感知配置構成 | |
| EP1359834B1 (en) | Respiratory oxygen consumption measuring device and method | |
| KR100682026B1 (ko) | 소형 단방향 기류 계측용 호흡관 | |
| US20230363666A1 (en) | Method and system for determining a scaled respiratory flow rate and volume during respiration of a patient | |
| KR102591250B1 (ko) | 비강 호흡 검사 장치 | |
| WO2020058985A1 (en) | Hand held spirometer system | |
| Wilder et al. | Evaluation in animals of a system to estimate tracheal pressure from the endotracheal tube cuff |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20030310 |