DE4118404C2 - Atemgas-Strömungs-Meßsystem - Google Patents
Atemgas-Strömungs-MeßsystemInfo
- Publication number
- DE4118404C2 DE4118404C2 DE4118404A DE4118404A DE4118404C2 DE 4118404 C2 DE4118404 C2 DE 4118404C2 DE 4118404 A DE4118404 A DE 4118404A DE 4118404 A DE4118404 A DE 4118404A DE 4118404 C2 DE4118404 C2 DE 4118404C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- mouthpiece
- pressure
- pair
- cavities
- flow
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/05—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects
- G01F1/34—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects by measuring pressure or differential pressure
- G01F1/36—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects by measuring pressure or differential pressure the pressure or differential pressure being created by the use of flow constriction
- G01F1/363—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects by measuring pressure or differential pressure the pressure or differential pressure being created by the use of flow constriction with electrical or electro-mechanical indication
-
- 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
-
- 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
- A61B5/097—Devices for facilitating collection of breath or for directing breath into or through measuring devices
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/05—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects
- G01F1/34—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects by measuring pressure or differential pressure
- G01F1/36—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using mechanical effects by measuring pressure or differential pressure the pressure or differential pressure being created by the use of flow constriction
- G01F1/40—Details of construction of the flow constriction devices
- G01F1/46—Pitot tubes
Description
Die Erfindung bezieht sich generell auf medizinische elektronische
Geräte für die Beurteilung pneumokardialer Vorgänge während Belastung und
für die Abschätzung der pneumokardialen Funktion während statischer
Prüfungen. Genauer gesagt, bezieht sich die Erfindung auf ein
Strömungs-Meßsystem, das über einen weiten dynamischen Bereich von
Atemgas-Strömungen arbeitet für die Beurteilung von Patienten mit
unterschiedlichen Graden von Atemstörungen.
Differenzdruck-Pneumotachographen sind seit mehreren Dekaden im
Gebrauch. Typischerweise bestehen diese Geräte aus einem rohrförmigen, ein
offenes Ende aufweisenden Rahmen mit einem Strömungswiderstandselement
bekannten Wertes, das in den Hohlraum desselben eingefügt ist. Das
Widerstandselement ist generell als entweder ein oder mehrere Siebe
ausgebildet, die quer zur Gasströmungsrichtung positioniert sind, oder als
eine Gruppierung paralleler Kapillarrohre innerhalb der Gasströmung. Unter
den Bedingungen der Gasströmung erzeugt dies einen Druckabfall über dem
Widerstandselement, der abgeschätzt werden kann durch Anschluß von
Druckanzapfungen an aufeinanderfolgenden Punkten längs des Rohres mittels
eines Differenzdruckwandlers. Als ein Beispiel dieses Typs von
Pneumotachographen seien angegeben US 4,463,764, US 3,626,755 und die
veröffentlichten Ergebnisse von Fleisch (Pflueger Arch. 209, 713-722,
1925), Lilly (Methods of Medical Research, Chicago, III., Yearbook, 1950,
2: 113-121), Pearce et al (J. Appl. Physiol., Respirat. Environ. Exercise
Physiol. 42, 968-975, 1977) und Osborn (Crit. Care, Vol. 6, No. 5: 349-351,
1978).
Die Druckschrift DE 35 29 367 A1 offenbart eine Vorrichtung zur Lungen
funktionsanalyse mit einem vom Atemgas eines Patienten durchströmten
rohrförmigen Mundstück, in dem quer zur Strömungsrichtung ein als Strö
mungswiderstand dienendes Drahtnetz eingebracht ist. Die Differenz der
Drücke vor und hinter dem Drahtnetz wird ausgewertet; sie ist repräsenta
tiv für die Strömungsgeschwindigkeit.
Obwohl sie weitverbreitet sind, weisen diese Typen von
Pneumotachographen verschiedene Probleme auf bezüglich der genauen Messung
des Einatmungs- und Ausatmungs-Flows. Um eine lineare Beziehung zwischen
Strömung und Druckabfall aufrechtzuerhalten, müssen die Widerstandelemente
eine laminare Strömung aufrechterhalten. Wenn die laminare Strömung in
diesen Typen von Pneumotachographen nicht aufrechterhalten wird, ergeben
sich unvorhersagbare Linearitäten. Diese Widerstandselemente erzeugen einen
Rückwärtswiderstand bezüglich der Strömung, der die Messung stören kann,
insbesondere bei Patienten mit einer erheblichen Atemstörung. Darüberhinaus
kann der Rückwiderstand bezüglich der Strömungen die Messungen stören. Das
Frequenzansprechen des Pneumotachographen ist wichtig, da, wenn die
Druckänderung über dem Widerstandselement außer Phase mit dem aktuellen
Flow-Signal ist, das Frequenzansprechen eine wichtige Bedeutung hat, wenn
eine Phasenausfluchtung für Gasanalysatoren und Strömungssignale während
der Gasaustauschmessungen erfolgt.
Ferner werden die Siebe oder Kapillarrohre nach einer kurzen
Gebrauchsdauer mit Kondensat oder Speichel beschichtet, wodurch
unvermeidlich der Widerstandswert geändert wird. Aufheizen des
Pneumotachographen zum Verhindern der Kondensation ist etwas hilfreich,
kompliziert jedoch die Berechnungen durch das Kühlen des
Widerstandselementes in unvorhersehbarer Weise bei Gasströmungsänderungen.
Da es sich um eine befeuchtete Oberfläche handelt, muß das Gerät bei
aufeinanderfolgenden Patienten ersetzt oder dekontaminiert werden. Die
Konstruktion der Widerstandselemente bewirkt relativ hohe Kosten, was eine
Einwegkonstruktion ausschließt. Dekontamination andererseits ist sowohl
zeitaufwendig als auch unbequem, weil das Widerstandselement nach dem
Reinigen sorgfältig getrocknet werden muß.
Geräte, die keine Widerstandselemente verwenden, erzeugen
Druckänderungen als eine Funktion des Quadrats der Strömung.
Druckmessungen über einen dynamischen Bereich sind erforderlich für
Patienten mit unterschiedlichen Graden von Atmungsstörungen.
Gemäß Empfehlung durch verschiedene Organisationen, wie die American
Thoracic Society, American College of Chest Physicians und das National
Institute for Occupational Safety and Health, sollten an Patienten
vorgenommene Messungen korrigiert werden bezüglich standardisierter
Umgebungsbedingungen, insbesondere vollständiger Sättigung,
Körpertemperatur und Druck. Traditionell wird dies vorgenommen unter der
Annahme, daß die Atmungsgase sich auf Umgebungsraumtemperatur abkühlen und
durch Anwendung einer festen Korrektur von etwa 8%. Es ist bekannt, daß Gas
dynamisch abkühlt in Abhängigkeit vom Ausatmungsstrom. Gasmessungen bei
hohem Flow werden näher der Körpertemperatur liegen als solche bei
niedrigem Flow. Das bedeutet, daß bei hohem Flow die Korrektur kleiner ist
als bei niedrigem Flow. Die Höhe dieses Fehlers kann 5% erreichen. Es ist
für den Fachmann offensichtlich, daß eine dynamische Korrektur, basierend
auf der aktuellen gemessenen Temperatur zu bevorzugen ist. Ein anderer
Nachteil des Hans-Rudolph-Tachographenmundstücks besteht darin, daß es
einen erheblichen Totraum aufweist, der zu Ungenauigkeiten führt infolge
der Tatsache, daß der Patient vorher ausgeatmetes Gas wieder einatmet.
Auch dies stört die Ablesungen für jeden O₂- oder CO₂-Analysator, der mit
dem Mundstück gekoppelt werden kann.
Ein weiterer Nachteil des Mundstücks nach dem Stand der Technik
besteht darin, daß es ein relativ teures Bauteil ist. Da es befeuchtete
Oberflächen aufweist, nämlich das Sieb oder die Siebe und das
rohrförmige Gehäuse, wird es als Einweggegenstand behandelt um die
Möglichkeit der Ausbreitung von krankheitserregenden Viren von Patient zu
Patient zu vermeiden. Die hohen Kosten einerseits und das Einwegprinzip
andererseits widersprechen einander.
Fachleute werden erkennen, daß bei Atmungsgas-Analysesystemen,
verwendet bei der Beurteilung des pneumokardialen Verhaltens das
Flow-Meßsystem in der Lage sein muß, über einen weiten dynamischen Bereich
arbeiten zu können, so daß es sowohl bei Patienten einsetzbar ist mit
gesunden als auch solchen mit erkrankten Pulmonarorganen und sowohl bei
Erwachsenen wie auch bei Säuglingen und bei Kindern.
Die vorgenannten Probleme sollen durch die vorliegende Erfindung,
wie sie im Anspruch 1 definiert ist, einer Lösung näher gebracht werden. In
einer bevorzugten Ausführungsform kann das speziell konstruierte Mundstück
zu niedrigen Kosten in einem einfachen Spritzprozeß hergestellt werden. Das
Mundstück umfaßt ein generell rohrförmiges Bauteil mit offenen Enden, und in
der Mitte des Rohres ist ein Paar von einstückig angeformten Rippen
angeordnet, die einander in Form eines Kreuzes durchsetzen. Jede Rippe
weist ein Paar von Hohlräumen auf, die voneinander durch eine Trennwand
getrennt sind, wobei jedoch die einander entsprechenden Hohlräume der sich
kreuzenden Rippen miteinander in Fluidkommunikation stehen. Jede der Rippen
umfaßt eine Serie von sehr kleinen Öffnungen an symmetrisch angeordneten
Stellen auf einander gegenüberliegenden Seiten der Rippen. Ein weiteres
Paar von Öffnungen erstreckt sich durch die Dickenabmessung des Rohres, um
so Zugang zu den getrennten Hohlräumen in einer der einander kreuzenden
Rippen zu schaffen, so daß rohrförmige Sonden in diese Hohlräume einführbar
sind.
Die winzigen Öffnungen, die in den Rippen angeordnet sind und zu
ihren entsprechenden Hohlräumen führen, funktionieren als Pitot-Rohre,
während die Sonden an Druckwandler angeschlossen sind für die Messung des
Differenzdrucks in den gepaarten Hohlräumen der Rippen, wenn Atmungsgase
über das Äußere der Rippen beim Einatmen und Ausatmen streichen.
Durch das Eliminieren des Widerstandelementes werden die Probleme in
bezug auf Rückdruck und Phasenversatz minimiert. Ferner erlaubt dieses
Design eine ökonomische Herstellung für das Einwegprinzip bei niedrigen
Kosten.
Das Flow-Meßgerät-Mundstück der vorliegenden Erfindung ist
ausgebildet zur Verwendung mit einem elektronischen Modul, der über einen
weiten dynamischen Bereich von Flows arbeiten kann, typischerweise von etwa
20 ml pro Sekunde bis 20 l pro Sekunde. Dies repräsentiert einen
dynamischen Bereich von 10³ bezüglich des Flows, doch muß das Gerät in der
Lage sein, einen dynamischen Bereich von 10⁶ zu verarbeiten in bezug auf
die Differenzdrücke, welche die Quantität sind, die tatsächlich gemessen
wird, um zu diesen Flow-Werten zu gelangen, wobei es sich versteht, daß der
Flow proportional ist der Quadratwurzel des Differenzdrucks.
Die vorstehend erläuterte Differenzdruckerfassung über einen so
weiten Bereich kann erzielt werden durch Verwendung von zwei getrennten
Differenzdruckwandlern, nämlich einem für einen hohen Bereich von Drücken,
wie etwa 2,5 bis 120 cm Wassersäule und einem zweiten für einen niedrigen
Bereich von etwa 0,0125 mm bis 12,5 mm Wassersäule. Während die in dem
System verwendeten Wandler selbst im Handel erhältlich sind, ist der
Elektronikmodul gemäß der vorliegenden Erfindung so ausgelegt, daß er den
Ausgang von diesen beiden Wandlern in ein einziges Signal umsetzt, das
repräsentativ ist für die Strömung durch das Mundstück. Die Druckleitungen
von den Pitot-Rohren, die in dem Mundstück vorhanden sind, werden
gleichzeitig zu einem Niederdruckwandler in einem ersten
Signalverarbeitungskanal geführt und dem Hochdruckwandler in einem zweiten
Signalverarbeitungskanal. Der Ausgang von den Wandlern wird jeweils einer
ersten Verstärkungsstufe zugeführt sowie einem automatischen
Nullkorrekturkreis, der dann einen Befehl zu einer zweiten Verstärkerstufe
in jedem Kanal überträgt, um aus dem Ausgang der ersten Verstärkerstufe
jeglichen Versatz zu entfernen, der zu dem Zeitpunkt vorliegt, wenn das
Instrument eigentlich null anzeigen sollte.
Da die Druckablesung proportional dem Quadrat der
Geschwindigkeit der über die Pitot-Rohre strömenden Atemgase ist und da der
Flow proportional der Geschwindigkeit in erster Größenordnung ist, weist
der elektronische Modul einen Absolutwert und Quadratwurzelschaltkreis, der
an den Ausgang der zweiten Verstärkerstufe angekoppelt ist und demgemäß den
bezüglich der Nullablesung korrigierten Druckwert von den Wandlern für
niedrigen bzw. hohen Druck empfängt und einen Ausgang erzeugt, der
proportional dem Flow ist. Der Ausgang von der zweiten Verstärkerstufe für
den Niederdruckkanal wird auch angelegt an einen Nulldurchgangsdetektor,
der so ausgelegt ist, daß er ein Logiksignal erzeugt zur Anzeige dafür, ob
das Eingangssignal positiv oder negativ bezüglich einer Schwellenspannung
ist. Der Ausgang vom Absolutwert/Quadratwurzelschaltkreis in jedem Kanal
wird einem Folgeinverter zugeführt, der dazu dient, den Ausgang vom
Quadratzwurzelkreis zu puffern, während eine positive wie auch eine
negative Quantität entsprechend dem Ausgang von der Quadratwurzelstufe
geliefert wird. Diese beiden Werte werden einem Selektorschaltkreis
aufgeschaltet, der im Ansprechen auf die Ausgänge des
Nulldurchgangsdetektors, verwendet zum Herstellen des Vorzeichenwertes,
festlegt, ob der positive oder der negative Ausgang von jedem der
Folgeinverter auszuwählen ist.
Aus den Druckschriften US 4,768,386 und US 4,481,829 ist es an sich
bekannt, in einen Strömungskanal einer Klimaanlage Rippen quer zur
Strömungsrichtung einzubringen, die Hohlräume und Öffnungen aufweisen,
wie sie im Patentanspruch 1 definiert sind.
Die Druckschrift US 3,726,271 offenbart Schaltungsanordnungen zum
Auswerten des Differenzdrucks bei einem Atemgas-Strömungsmeßgerät.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung wird nachstehend unter
Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen im einzelnen erläutert.
Fig. 1 ist eine perspektivische Darstellung des Mundstückabschnitts
des Strömungsmessers gemäß der vorliegenden Erfindung,
Fig. 2 ist eine Seitenansicht des Mundstücks nach Fig. 1,
Fig. 3 ist eine Ansicht von rechts des Mundstücks aus Fig. 1,
Fig. 4 ist eine Ansicht von links des Mundstücks aus Fig. 1,
Fig. 5 ist ein Querschnitt nach Linie 5-5 in Fig. 4,
Fig. 6 ist ein Querschnitt nach Linie 6-6 in Fig. 4,
Fig. 7 ist ein Blockdiagramm des Elektronikmoduls, der zusammen mit
dem Mundstück nach Fig. 1 das Atemgasströmungsmeßgerät der vorliegenden
Erfindung darstellt,
Fig. 8 ist ein Schema der Schaltung, verwendet für das Überwachen
der Temperatur des Atemgasstromes und zum Bereitstellen eines Signals für
das Ermöglichen der Kompensation des Strömungswertes entsprechend der Temperatur und
Fig. 9 ist ein Blockdiagramm des digitalen Schaltkreises für die
Berechnung und Darstellung der Atemströmungsinformation.
In Fig. 1 ist mit 10 das Einwegmundstück des Durchflußmeßsystems
gemäß vorliegender Erfindung bezeichnet. Man erkennt, daß es eine generell
rohrförmige, offene Enden aufweisende Hülse oder ein Rohr 12 umfaßt, das
vorzugsweise im Spritzgußverfahren oder in anderer Weise aus einem
geeigneten, medizinisch zugelassenen Kunststoff besteht oder aus Metall,
wie korrosionsfestem Stahl. Kunststoff ist bevorzugt, wenn das Mundstück
als Einwegverbrauchsmaterial behandelt wird. Es ist generell symmetrisch,
relativ zu einer Ebene, die durch seine Mitte verläuft. Aus der Darstellung
nach Fig. 1 kann man erkennen, daß die Wandungsdicke des rohrförmigen
Mundstücks 12 geringfügig sich von einem Minimum an den einander
abgekehrten Enden 14 und 16 zu einem Maximum nahe dem Mittelpunkt 18
vergrößert, wobei diese Verjüngung sich sowohl auf der Außenoberfläche 20
als auch auf der Innenoberfläche 22 bemerkbar macht.
Zentral in der Mitte 18 des Rohres 12 ist ein
Paar hohler, rohrförmiger Rippen 24 und 26 angeordnet, die einander in ihren
Mittelpunkten unter Ausbildung eines Kreuzes durchsetzen. Wie im
Querschnitt nach Fig. 5 dargestellt, weist jede der Rippen ein Paar von
Hohlräumen, wie bei 28 und 30, auf, die voneinander getrennt sind durch
eine mittlere Wandung 32. Während die Hohlräume 28 und 30 der Rippe 26
voneinander isoliert sind, stehen sie einzeln in Fluidkommunikation mit
zwei Hohlräumen der Rippe 24. Darüber hinaus durchsetzt ein Paar von
Öffnungen 31 und 33 die Seitenwandung des Rohre 12, und die Öffnungen
reichen getrennt bis in die beiden Hohlräume einer der Rippen 24 oder 26.
Die Rippen haben einen rhombischen Querschnitt, und in den einander
abgekehrten Spitzen, zugewandt den Enden 14 und 16, befindet sich eine
Serie feiner Öffnungen, wie bei 34 und 36 in der linksseitigen Ansicht nach
Fig. 4 und wie bei 38 und 40 in der rechtsseitigen Ansicht nach Fig. 3.
Bei der Herstellung werden die Öffnungen 31 und 33, die sich durch
die Seitenwandung des Rohres 12 erstrecken, mit einem Damm oder einer
Membran abgedichtet. Bei der Benutzung wird ein Paar hohler Nadelsonden
(nicht dargestellt) durch die Membranen eingeführt und in die getrennten
Hohlräume 28 und 30 der Rippen 26. Die hohlen Nadelsonden werden dann durch
entsprechende Rohrleitungen mit den Druckwandlern gekoppelt, die sich
innerhalb des noch zu beschreibenden Elektronikmoduls befinden. Wenn die
Nadelsonden durch die Membran eingeführt werden, umschließt das Material
dicht das Äußere der Nadeln unter Herstellung einer Abdichtung zwischen
den Nadeln und dem Mundstück. Wenn die Membranen einmal punktiert worden
sind, ergibt sich eine visuelle Anzeige dafür, daß das Mundstück vorher
schon benutzt worden war und weggeworfen werden sollte. Nur wenn die Dämme
oder Membranen intakt sind, kann man sicher sein, daß das Mundstück noch nicht vorher benutzt
worden ist.
Wenn das Mundstück in den Mund eines Patienten eingeführt wird, der
pneumokardial untersucht wird, streichen die Atmungsgase beim Ein- und
Ausatmen des Patienten über die kreuzförmige Rippenstruktur, und die
feinen Öffnungen 34, 36, 38 und 40 arbeiten als Pitot-Rohre unter Bewirken
einer Druckdifferenz über der Trennwand 32, welche die Paare einander
durchsetzender Hohlräume der Rippen 24 und 26 trennen. Wie im Stand der
Technik bekannt, ist die Druckdifferenz proportional dem Quadrat der
Geschwindigkeit des Fluids (der Atmungsgase), das über die Rippen durch die
zentrale Öffnung des Rohres 12 strömt. Wegen des symmetrischen Aufbaus des
Mundstücks 10 ist diese Druckdifferenz unabhängig von der Drehlage des
Mundstücks relativ zum Mund des Patienten. Das bedeutet, daß die
Druckdifferenz-Ablesungen sich nicht ändern in Abhängigkeit davon, wie die
Rippen positioniert sind, wenn das Mundstück in den Mund des Patienten
eingeführt wird.
In Fig. 7 ist das Mundstück 10 dargestellt mit den Nadelsonden 42
und 44, welche in die Probenahmeöffnungen 31 und 33 eindringen. Die
Nadelsonden 42 und 44 sind durch entsprechende Rohrleitungen 46 mit den
Druckwandlern in einem Niederdruckkanal und dem Hochdruckkanal verbunden.
Die Wandler 50 und 51 werden verwendet, um einen Druckbereich von
0,00254 bis 1016 mm Wassersäule abzudecken. Der Niederdruckwandler 50 hat
eine Skalenvollablesung von etwa 12,7 mm Wassersäule, während der
Hochdruckwandler 51 einen Skalenvollablesungswert von etwa 1016 mm
Wassersäule haben kann. Der Ausgang jedes dieser Wandler, nach
entsprechender Verstärkungsfaktoreinstellung und Verschiebungskompensation
durch Schaltkreise 52 und 53, umfaßt ein Analogsignal mit Skalenvollausgang
jedes Wandlers entsprechend positiven oder negativen 10 Volt, abhängig
davon, welche Seite des Druckwandlers auf höherem Druck liegt als die
andere Seite. Das heißt, während des Einatmens wird die Seite der
Mundstücksrippen 24 oder 26 näher dem Mund der Person auf niedrigerem Druck
liegen als die gegenüberliegende Seite, während beim Ausatmen die dem
Patientenmund nähere Seite auf einem höheren Druck liegen wird als die
stromabwärtsliegende Seite.
Wenn die Druckdifferenz zwischen den beiden Seiten der
Mundstückrippen null beträgt, sollte der Ausgang jedes Wandlers bei null
Volt liegen. Sollten kleine Abweichungen von null auftreten, können diese
kompensiert werden mittels eines automatischen Nullsetzkreises 54 für die
Niederdruckseite und einen entsprechenden Schaltkreis 55 für die
Hochdruckseite. Die automatische Nullsetzkreise sind so ausgebildet, daß
der Signaleingang verstärkt wird und umgesetzt wird in einen Digitalwert
proportional dem Druck, der dann in einem Pufferkreis gespeichert wird. Der
Inhalt des Puffers wird dann rückgewandelt in Analogsignalform. Das
Analogsignal wird invertiert und gedämpft auf einen entsprechenden Pegel,
so daß, wenn es aufsummiert wird mit dem Originalsignal in einem
Summierverstärker, wie bei 56 und 57, das Resultat null Volt ergibt. Der
Inhalt des Puffers in den automatischen Nullsetzkreisen 54 und 55 wird auf
Kommando auf den neuesten Stand gebracht während eines Zeitintervalls, wenn
bekannt ist, daß eine Druckdifferenz null über den Nadelsonden vorliegt.
Dieser Zustand wird herbeigeführt mittels eines Nebenschlußventils 58, das
zwischen die einander gegenüberliegenden Seiten der Mundstücksrippen 24 und
26 gekoppelt ist und durch dasselbe Nullsetzkommando geöffnet wird. Wie
oben angedeutet und in der Zeichnung nach Fig. 7 dargestellt, weist jeder
Druckumsetzer 50 und 51 seinen eigenen automatischen Nullsetzschaltkreis,
wie bei 54 und 55, auf. Der Ausgang des einen oder anderen der Wandler 50
und 51 gelangt in der nächsten Stufe durch einen Schalter 60, der als
Überkreuzauswahlschalter bezeichnet wird. Der Schalter 60 wird gesteuert
durch ein Signal, erzeugt durch einen Komparator 59, der so ausgebildet
ist, daß er den Ausgang des Niederdruckwandlers 50 überwacht. Wenn der
Ausgang dieses Wandlers nahe beim Skalenvollausschlag in einer der
Richtungen liegt, ändert das Signal vom Komparator 59 seinen Zustand, so
daß der Ausgang des Hochdruckwandlers 51 durch den Überkreuzauswahlschalter
60 gelangt anstelle des Niederdrucksignals. Es ist auch festzuhalten, daß
der Ausgang des Komparators 59 verwendet wird zum Auswählen eines
Verstärkungsfaktorwertes in einer späteren Verstärkerstufe. Der verstärkte
hinsichtlich Null kompensierte Ausgang des Niederdruckwandlers am
Ausgang des Summierverstärkers 56 ist auch angeschlossen an einen
Nulldurchgangs-Detektor 61, dessen Ausgang verwendet wird, das angemessene
algebraische Vorzeichen in das Signal in einer späteren Stufe wieder
einzuführen.
Das von dem Überkreuzauswahlschalter 60 ausgewählte Signal wird
angelegt an einen Analogschaltkreis 62, der einen Spannungsausgang aufweist
gleich dem Absolutwert der Eingangsspannung. Dies Signal gelangt zu einem
Quadratwurzelschaltkreis 63, dessen Spannungsausgang gleich der
Quadratwurzel der an seinem Eingang anliegenden Spannung ist. Der Ausgang
des Quadratwurzelschaltkreises wird verstärkt durch eine Stufe 64 mit
variablem Verstärkungsfaktor, der gesteuert wird durch das gleiche Signal,
das verwendet wird zum Steuern des Status des Überkreuzauswahlschalters 60.
Die Verstärkungen werden so eingestellt, daß dann, wenn der Druck gerade
hinreicht, das Signal zu ändern, auf das der Absolutwertschaltkreis 62 und
der Quadratwurzelschaltkreis 63 einwirken, der Ausgang dieser
Verstärkungsstufe 64 stückweise kontinuierlich ist. Als nächstes durchläuft
das Signal eine Folgeinverterstufe 65. Der Ausgang dieser Stufe ist
entweder gleich dem Eingang zu dieser Stufe oder gleich dem Negativen des
Eingangs zu dieser Stufe, abhängig davon, welchen Ausgang der
Nulldurchgangsdetektor 61 hat.
Vom Ausgang des Folgeinverters 65 wird das Signal gepuffert durch
einen Einheitsverstärker 66, bevor es als Wert des gemessenen Flows in
Einheiten von Millilitern pro Sekunde oder Litern pro Sekunde ausgegeben
wird, wiederum abhängig davon, ob der Ausgang des Niederdruckwandlers 50
oder der des Hochdruckwandlers 51 verarbeitet wurden.
Der Durchflußmesser 10 nach Fig. 7 ist teilweise weggebrochen
dargestellt zur Offenbarung einer Temperatursonde 68, die sich in den
Atmungsgasstrompfad durch das Strömungsmeßgerät 10 erstreckt. Die
Temperatursonde 68 umfaßt vorzugsweise einen Thermistor der durch die
Wandung des Strömungsmessers ragt und elektrische Zuleitungen 70 aufweist,
die zu einer Schaltung zum Erzeugen einer Spannung führen, die proportional
ist der Temperatur. Der Thermistor 68 umfaßt eine Perle aus
temperaturempfindlichem Widerstandsmaterial, die klein genug ist, um eine
kurze Reaktionszeit, beispielsweise etwa 150 Millisekunden, aufzuweisen.
Gemäß Fig. 8 umfaßt der Thermistor 68 einen Zweig einer
Wheatstone-Brücke, die außerdem feste Widerstände 72, 74 und 76 aufweist
sowie einen variablen Widerstand 78, der parallel dem festen Widerstand 74
liegt. Ein festes Potential +V wird abgeleitet von einer geregelten
Gleichspannungsquelle einschließlich einer Zehnerdiode 80 in Serie mit
einem Festwiderstand 82. Der Brückenausgang wird abgeleitet über den
Anschlußpunkten 84, 86 und an die Eingänge eines Operationsverstärkers 88
angelegt über Gleichspannungskoppelwiderstände 90, 92. Ein
Rückkopplungswiderstand 94 liegt zwischen dem Ausgang des
Operationsverstärkers 88 und dem invertierenden Eingang desselben. Der
Operationsverstärker 88 ist als Verstärker mit variablem Verstärkungsfaktor
ausgelegt, wobei der variable Widerstand des Thermistors 68 die
Gesamtverstärkung des Verstärkers steuert, wodurch sein Ausgang direkt
proportional der Temperaturänderung ist. Genauer gesagt, führt ein
Temperaturanstieg, erfaßt durch das Thermistorelement, zu einer Abnahme
seines Widerstandes mit dem resultierenden Effekt, den Ausgang des
Operationsverstärkers 88 ansteigen zu lassen. Gleichermaßen führt ein
Temperaturabfall, erfaßt durch das Thermistorelement 68, zu einem Anstieg
seines Widerstandes, was bewirkt, daß der Ausgang des Operationsverstärkers
88 abnimmt.
Aus dem Gesetz bezüglich idealer Gase ist es bekannt, daß das Volumen
einer gegebenen Gasmenge sich linear mit der Temperatur ändert. Dies
impliziert, daß bei Feststellung eines Volumens oder einer Strömung von Gas
auch eine Temperatur festgestellt oder impliziert werden muß. Für ein
Strömungsmeßgerät, wie das gemäß der vorliegenden Erfindung, wo die
Temperatur des gemessenen Gases keine Konstante ist, ist es wünschenswert,
in der Lage zu sein, die Temperatur des Gases so zu messen, daß eine
angemessene Korrektur bei einer gegebenen Bedingung (etwa einer
Standardtemperatur oder Körpertemperatur) berechnet werden kann. Fachleute
werden auch erkennen, daß bei einem Gerät vom Pitot-Rohrtyp, der Druck, der
über den Nadelsonden erzeugt wird, sich invers mit der Dichte des
gemessenen Gases ändert. Die Gasdichte ihrerseits ändert sich linear mit
der Temperatur. Um demgemäß ein Gasvolumen oder eine Gasströmung genau zu
messen, ist es wichtig, die Temperatur des betreffenden Gases zu kennen.
Wie in Fig. 9 dargestellt, werden die Strömungsinformation vom
Ausgang der Schaltung nach Fig. 7 und die Temperaturinformation vom Ausgang
der Schaltung nach Fig. 8 an einen Analog-Digital-Umsetzer 96 angelegt, wo
auf Zeitmultiplexbasis die Strömungsinformation Temperaturinformation
digitalisiert und über einen Bus 98 einem Mikroprozessor 100 zugeführt
werden, der entsprechend programmiert ist, um einen Ausgang zu erzeugen für
eine Wiedergabeeinrichtung 102 oder für einen Drucker 104 bezüglich der
Atemströmung, wobei eine dynamische Kompensation, basierend auf
Temperaturänderungen, auf Realzeitbasis vorgesehen ist.
Man kann erkennen, daß die Schaltung nach Fig. 7, wenn sie an das
Mundstück nach Fig. 1 in der beschriebenen Weise angekoppelt ist, es
ermöglicht, zwei getrennte Wandler zu verwenden, die diskrete Bereich
relativ niedrigen und relativ hohen Druckes abdecken und die gemeinsam
verwendet werden, um so einen extrem großen dynamischen Bereich von
beispielsweise 0,0125 mm Wassersäule bis 116 cm Wassersäule zu überdecken,
wobei die Umsetzung des gemessenen Druckes in diesem Bereich auf ein
Analogsignal proportional in seiner Amplitude der Atemströmung durch das
Mundstück ermöglicht wird und wobei durch eine entsprechende Polarität
angezeigt wird, ob die Strömung auf Einatmen oder Ausatmen zurückzuführen
ist.
Claims (10)
1. Atemgasströmungs-Meß- und -Anzeigesystem, umfassend ein
rohrförmiges Mundstück (10), in dem ein Paar von Rippen (24, 26) in
Kreuzform quer zur Längserstreckung des Mundstücks (10) angeordnet ist, von
denen jede ein Paar von Hohlräumen (28, 30) aufweist, die sich von einem
Ende der Rippe zum anderen erstrecken und mit dem entsprechenden Hohlraum
der jeweils anderen Rippe in Fluidkommunikation stehen, und welche Rippen
eine Mehrzahl von symmetrisch bezüglich der Mundstückachse angeordnete
und mit den Hohlräumen (28, 30) in Verbindung stehende Öffnungen (34, 36, 38, 40) auf
weisen, wobei die Hohlräume (28, 30) einer der Rippen über ein weiteres Paar von
Öffnungen (31, 33), die sich durch die Wandung des Mundstücks erstrecken,
für je einen Drucksensor (42, 44) zugänglich sind und mit einer Einrich
tung zum Auswerten der mittels der Drucksensoren (42, 44) erfaßten Meßwerte.
2. System nach Anspruch 1, bei dem die Drucksensoren Nadelsonden
(42, 44) umfassen, die mit der Auswerteeinrichtung in Verbindung stehen.
3. System nach Anspruch 2, bei dem die Auswerteeinrichtung von den
Nadelsonden (42, 44) beaufschlagte Druckwandler (50, 51) umfaßt.
4. System nach Anspruch 3, bei dem die Auswerteeinrichtung ein er
stes Paar von Druckwandlern (51), ausgelegt zum Erfassen relativ hoher
Drücke, und ein zweites Paar von Druckwandlern (50), ausgelegt zum Erfas
sen relativ niedriger Drücke, umfaßt und bei dem die Erfassungsbereiche
beider Paare einander teilweise überlappen.
5. System nach Anspruch 4, bei dem Schaltkreise (60-66) für das
Umsetzen der von einem der Wandlerpaare (50, 51) erfaßten Druckdifferenz in ein
die Gasströmungsrate repräsentierendes Signal vorgesehen sind.
6. System nach Anspruch 5, bei dem jedem Paar von Druckwandlern
(50, 51) ein Signalverarbeitungskanal nachgeschaltet ist mit Schaltkrei
sen (52-56, 53-57) zum Erzeugen einer die Druckdifferenz repräsentieren
den ersten Analogspannung und mit Schaltkreisen (54, 55) zum Subtrahieren
einer zweiten Analogspannung von der ersten, welche zweite Analogspannung
das Ausgangssignal des Wandlerpaares bei Druckdifferenz Null zwischen den
beiden Rippenhohlräumen repräsentiert.
7. System nach Anspruch 6 mit Schaltkreisen (62, 63) zum Bilden
der Quadratwurzel aus der Differenz der beiden Analogsignale.
8. System nach Anspruch 6 mit Schaltkreisen (61, 65) zum Erzeugen
eines die Strömungsrichtung durch das Mundstück repräsentierenden Vorzei
chensignals.
9. System nach einem der vorangehenden Ansprüche mit einer Meßein
richtung (68) für die Temperatur der das Mundstück durchströmenden Gase.
10. System nach Anspruch 9 mit Schaltkreisen (Fig. 8) zum Erzeugen
eines die Temperatur repräsentierenden Analogsignals.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US07/535,045 US5038773A (en) | 1990-06-08 | 1990-06-08 | Flow meter system |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4118404A1 DE4118404A1 (de) | 1991-12-12 |
DE4118404C2 true DE4118404C2 (de) | 1995-12-07 |
Family
ID=24132622
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4118404A Expired - Fee Related DE4118404C2 (de) | 1990-06-08 | 1991-06-05 | Atemgas-Strömungs-Meßsystem |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5038773A (de) |
JP (1) | JP2568763B2 (de) |
DE (1) | DE4118404C2 (de) |
GB (1) | GB2246865B (de) |
IT (1) | IT1252600B (de) |
Families Citing this family (93)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5363857A (en) * | 1990-05-22 | 1994-11-15 | Aerosport, Inc. | Metabolic analyzer |
US5119825A (en) * | 1991-02-25 | 1992-06-09 | Medical Graphics Corporation | Multi-functional patient valve |
US5203343A (en) * | 1991-06-14 | 1993-04-20 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method and apparatus for controlling sleep disorder breathing |
DE69231157T2 (de) | 1991-11-14 | 2001-02-15 | Univ Technologies Int | Automatisches system zum erzeugen eines kontinuierlichen positiven atemwegsdruck |
US5277196A (en) * | 1992-03-31 | 1994-01-11 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Portable spirometer with improved accuracy |
US5379650A (en) * | 1992-09-23 | 1995-01-10 | Korr Medical Technologies Inc. | Differential pressure sensor for respiratory monitoring |
US5535633A (en) * | 1992-09-23 | 1996-07-16 | Korr Medical Technologies, Inc. | Differential pressure sensor for respiratory monitoring |
US5625189A (en) * | 1993-04-16 | 1997-04-29 | Bruce W. McCaul | Gas spectroscopy |
US5448071A (en) * | 1993-04-16 | 1995-09-05 | Bruce W. McCaul | Gas spectroscopy |
US5398695A (en) * | 1994-03-24 | 1995-03-21 | Medical Graphics Corporation | Cardiopulmonary performance analyzer having dynamic transit time compensation |
US5502660A (en) * | 1994-03-24 | 1996-03-26 | Medical Graphics Corporation | Dynamic gas density compensation in pulmonary gas analyzer systems |
US5564432A (en) * | 1994-07-13 | 1996-10-15 | Thomson; Ronald A. | Biodegradable air tube and spirometer employing same |
US5816246A (en) * | 1994-09-15 | 1998-10-06 | Mirza; M. Zubair | Electronic pocket spirometer |
US5540732A (en) * | 1994-09-21 | 1996-07-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for impedance detecting and treating obstructive airway disorders |
DE4440161A1 (de) * | 1994-11-10 | 1996-05-15 | Mueller & Sebastiani Elek Gmbh | Meßkopfaufsatz |
US5584300A (en) * | 1995-08-24 | 1996-12-17 | Arocom Ltd. | Measurement of lung air capacity |
US5969266A (en) * | 1996-06-04 | 1999-10-19 | Dieterich Technology Holding Corp. | Flow meter pitot tube with temperature sensor |
JP2002513296A (ja) | 1996-06-21 | 2002-05-08 | デザート ムーン ディベロプメント リミテッド パートナーシップ | 肺活量計用抵抗要素および較正空気チューブ |
US5743270A (en) * | 1996-06-21 | 1998-04-28 | Desert Moon Development Limited Partnership | Resistive element for spirometer |
US5997483A (en) | 1996-06-21 | 1999-12-07 | Desert Moon Development Limited Partnership | Individualized and calibrated air tube for spirometer |
US5715831A (en) * | 1996-06-21 | 1998-02-10 | Desert Moon Development Limited Partnership | Calibrated air tube for spirometer |
US5676131A (en) * | 1996-07-11 | 1997-10-14 | Medical Graphics Corporation | System for protecting sample line in respiratory gas analyzer |
US5789660A (en) * | 1996-07-15 | 1998-08-04 | Novametrix Medical Systems, Inc. | Multiple function airway adapter |
US7335164B2 (en) | 1996-07-15 | 2008-02-26 | Ntc Technology, Inc. | Multiple function airway adapter |
AU3560597A (en) * | 1996-07-27 | 1998-02-20 | Zygmunt Podolec | Device for controlled administration of medicines |
US5857459A (en) * | 1997-02-04 | 1999-01-12 | Medical Graphics Corporation | Boxless measurement of thoracic gas volume |
US6309360B1 (en) | 1997-03-17 | 2001-10-30 | James R. Mault | Respiratory calorimeter |
US6203502B1 (en) | 1997-03-31 | 2001-03-20 | Pryon Corporation | Respiratory function monitor |
US6099481A (en) | 1997-11-03 | 2000-08-08 | Ntc Technology, Inc. | Respiratory profile parameter determination method and apparatus |
US6572561B2 (en) | 1998-01-16 | 2003-06-03 | Healthetech, Inc. | Respiratory calorimeter |
JP2002501806A (ja) | 1998-02-05 | 2002-01-22 | ジェームズ アール モールト | 呼吸ガス分析を用いた代謝熱量測定装置 |
AU5392499A (en) | 1998-08-03 | 2000-02-28 | James R. Mault | Method and apparatus for respiratory gas analysis employing measurement of expired gas mass |
US6435183B1 (en) | 1998-09-23 | 2002-08-20 | Brentwood Medical Technology Corp. | Flow sensing device |
US6406435B1 (en) | 1998-11-17 | 2002-06-18 | James R. Mault | Method and apparatus for the non-invasive determination of cardiac output |
US6367475B1 (en) | 1999-04-02 | 2002-04-09 | Korr Medical Technologies, Inc. | Respiratory flow meter and methods of use |
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 |
CA2372658A1 (en) | 1999-05-10 | 2000-11-16 | James R. Mault | Airway-based cardiac output monitor and methods for using same |
US6962155B1 (en) * | 1999-07-30 | 2005-11-08 | Universite De Montreal | Target drive ventilation gain controller and method |
US6468222B1 (en) | 1999-08-02 | 2002-10-22 | Healthetech, Inc. | Metabolic calorimeter employing respiratory gas analysis |
US6899684B2 (en) * | 1999-08-02 | 2005-05-31 | Healthetech, Inc. | Method of respiratory gas analysis using a metabolic calorimeter |
WO2001028416A1 (en) | 1999-09-24 | 2001-04-26 | Healthetech, Inc. | Physiological monitor and associated computation, display and communication unit |
US6478736B1 (en) | 1999-10-08 | 2002-11-12 | Healthetech, Inc. | Integrated calorie management system |
US6612306B1 (en) | 1999-10-13 | 2003-09-02 | Healthetech, Inc. | Respiratory nitric oxide meter |
US6629934B2 (en) | 2000-02-02 | 2003-10-07 | Healthetech, Inc. | Indirect calorimeter for medical applications |
US6482158B2 (en) | 2000-05-19 | 2002-11-19 | Healthetech, Inc. | System and method of ultrasonic mammography |
WO2001093743A2 (en) * | 2000-06-07 | 2001-12-13 | Healthetech, Inc. | Breath ketone analyzer |
AU2001296456A1 (en) | 2000-09-29 | 2002-04-08 | Healthetech, Inc. | Indirect calorimetry system |
US6607387B2 (en) | 2000-10-30 | 2003-08-19 | Healthetech, Inc. | Sensor system for diagnosing dental conditions |
US6585662B1 (en) | 2001-01-19 | 2003-07-01 | Boston Medical Technologies, Inc. | Pneumotachometer |
WO2002071017A2 (en) * | 2001-03-02 | 2002-09-12 | Healthetech, Inc. | A system and method of metabolic rate measurement |
US6718982B2 (en) | 2001-05-07 | 2004-04-13 | Mark A. Smith | Face mask incorporating respiratory flow sensor |
EP1387636B1 (de) * | 2001-05-07 | 2008-07-30 | Respironics Inc. | Tragbares druckmessgerät, hierfür verwandbarer pneumotachometer und montageverfahren hierzu |
US20030023181A1 (en) * | 2001-07-26 | 2003-01-30 | Mault James R. | Gas analyzer of the fluorescent-film type particularly useful for respiratory analysis |
GB2379026A (en) * | 2001-08-23 | 2003-02-26 | L M Technical Services Ltd | Pitot flow meters |
US20030105407A1 (en) * | 2001-11-30 | 2003-06-05 | Pearce, Edwin M. | Disposable flow tube for respiratory gas analysis |
KR100432640B1 (ko) * | 2001-12-05 | 2004-05-22 | 차은종 | 일회용 호흡관을 사용하는 호흡 유량 계측장치 |
US7291114B2 (en) * | 2002-04-01 | 2007-11-06 | Microlife Corporation | System and method of determining an individualized drug administration protocol |
USD478660S1 (en) | 2002-07-01 | 2003-08-19 | Healthetech, Inc. | Disposable mask with sanitation insert for a respiratory analyzer |
WO2004047618A2 (en) * | 2002-11-26 | 2004-06-10 | Bradley Jeffries | Systems and methods for respiration measurement |
AU2005280161A1 (en) * | 2004-08-27 | 2006-03-09 | Johns Hopkins University | Disposable sleep and breathing monitor |
US7802572B2 (en) * | 2004-09-20 | 2010-09-28 | Sutter West Bay Hospitals | Face mask |
WO2007059263A2 (en) * | 2005-11-16 | 2007-05-24 | Cardiopulmonary Technologies, Inc, | Side-stream respiratory gas monitoring system and method |
US20080119753A1 (en) * | 2006-11-16 | 2008-05-22 | Cardiopulmonary Technologies, Inc. | Premature infant side-stream respiratory gas monitoring sensor |
US10076268B1 (en) | 2007-02-22 | 2018-09-18 | The United States Of America As Represented By The Administrator Of National Aeronautics And Space Administration | Portable unit for metabolic analysis |
US7607360B2 (en) * | 2007-08-27 | 2009-10-27 | Nihon Kohden Corporation | Adaptor for flow sensor |
HU229884B1 (en) | 2008-11-17 | 2014-11-28 | Piston Kft | Respiration diagnostic flow meter device |
JP5211361B2 (ja) * | 2009-02-17 | 2013-06-12 | 日本光電工業株式会社 | 呼気導入ガイド、呼吸気濃度測定センサ、および呼吸気流量測定センサ |
JP5206975B2 (ja) * | 2009-02-17 | 2013-06-12 | 日本光電工業株式会社 | エアウェイアダプタ、呼吸気濃度センサ、および呼吸気流量センサ |
US8088091B2 (en) * | 2009-03-09 | 2012-01-03 | New Jersey Institute Of Technology | No clog shunt using a compact fluid drag path |
WO2012122506A2 (en) * | 2011-03-09 | 2012-09-13 | The Johns Hopkins University | Apparatus for quantifying respiratory and inspiratory airflow |
US9157774B2 (en) | 2011-12-12 | 2015-10-13 | Koninklijke Philips N.V. | Differential pressure flow sensor |
GB2577634B (en) | 2012-04-27 | 2020-09-30 | Fisher & Paykel Healthcare Ltd | Respiratory humidification apparatus |
EP2882471A4 (de) | 2012-08-12 | 2016-03-23 | Vpas Group Pty Ltd | Gasflussanzeiger |
US9986935B2 (en) | 2013-06-26 | 2018-06-05 | MGC Diagnostics Corporation | On-airway pulmonary function tester |
CA2826516C (en) * | 2013-08-30 | 2020-09-22 | Protecsom Amerique Du Nord Inc. | Flow measuring apparatus and inhalation apparatus comprising the same |
CN105764560B (zh) | 2013-09-13 | 2018-04-06 | 费雪派克医疗保健有限公司 | 用于加湿系统的连接 |
US10449319B2 (en) | 2014-02-07 | 2019-10-22 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Respiratory humidification system |
US11324911B2 (en) | 2014-06-03 | 2022-05-10 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Flow mixers for respiratory therapy systems |
GB201500257D0 (en) | 2015-01-08 | 2015-02-25 | Univ Surrey | A flow meter |
US10226193B2 (en) | 2015-03-31 | 2019-03-12 | Medtronic Ps Medical, Inc. | Wireless pressure measurement and monitoring for shunts |
KR101808691B1 (ko) * | 2015-06-25 | 2017-12-14 | 충북대학교 산학협력단 | 중환자 호흡 모니터링 시스템 및 방법 |
US10271788B2 (en) | 2016-02-26 | 2019-04-30 | MGC Diagnostics Corp. | Apparatus and method for measuring energy expenditure using indirect calorimetry |
WO2018106126A1 (en) | 2016-12-07 | 2018-06-14 | Fisher And Paykel Healthcare Limited | Sensing arrangements for medical devices |
US10307558B2 (en) | 2016-12-29 | 2019-06-04 | Vpas Group Pty Ltd | Gas flow indicator device |
USD831824S1 (en) * | 2017-03-02 | 2018-10-23 | Smart Respiratory Products Ltd | Peak flow meter |
NZ761204A (en) | 2017-06-28 | 2022-01-28 | Vpas Group Pty Ltd | Gas flow indicator device |
EP3710789A4 (de) * | 2017-11-15 | 2021-07-21 | Protecsom Amerique du Nord Inc. | Flussmessungsvorrichtung sowie inhalationsvorrichtung damit |
JP6389975B1 (ja) * | 2018-02-26 | 2018-09-12 | チェスト株式会社 | フローセンサ及び呼吸機能検査装置 |
WO2020014632A1 (en) | 2018-07-13 | 2020-01-16 | Onicon Incorporated | Airflow sensor and system |
EP4202378A1 (de) * | 2021-12-21 | 2023-06-28 | Schako KG | Messvorrichtung zur durchflussbestimmung eines strömenden mediums durch einen kanal |
CN115364330B (zh) * | 2022-09-01 | 2023-11-17 | 深圳北京大学香港科技大学医学中心 | 一种伽玛脑波中枢神经系统器质性疾病防治眼镜 |
Family Cites Families (20)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2787999A (en) * | 1951-09-13 | 1957-04-09 | Bennett Vivian Ray | Respiratory ventilation meter |
US3098383A (en) * | 1959-09-29 | 1963-07-23 | Nat Res Dev | Method and means for determining gas flow velocity |
US3144769A (en) * | 1960-04-04 | 1964-08-18 | Brooks Instr Company Inc | Means for measuring mass flow rate of fluid flow |
US3196680A (en) * | 1962-01-03 | 1965-07-27 | Itt | Flow tubes |
US3232288A (en) * | 1963-05-06 | 1966-02-01 | Human Resources Foundation | Respiratory analysis instrument |
US3626755A (en) * | 1970-04-09 | 1971-12-14 | Hans Rudolph Inc | Flow measuring apparatus |
US3989037A (en) * | 1970-06-23 | 1976-11-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Flow measuring device |
US3726271A (en) * | 1970-07-02 | 1973-04-10 | Cardio Pulmonary Inst Corp | Spirometer with automatic electronic zeroing circuit |
US4094508A (en) * | 1976-05-21 | 1978-06-13 | Kirsch Daniel D | Combination pipe and game device |
US4372169A (en) * | 1977-04-08 | 1983-02-08 | Vortech Sciences, Inc. | Vortex generating mass flowmeter |
US4297900A (en) * | 1978-10-26 | 1981-11-03 | Brandt Industries, Inc. | Averaging pitot primary system |
DE3020265C2 (de) * | 1979-05-29 | 1984-03-15 | Research Development Corp., San Francisco, Calif. | Pneumotachograph |
DE2933116A1 (de) * | 1979-08-16 | 1981-02-26 | Rico Ges Fuer Microelektronik | Einrichtung zur messung des atemluftstromes von patienten |
US4403514A (en) * | 1980-05-20 | 1983-09-13 | Critikon, Inc. | Pneumotachograph with pitot-like tubes |
US4463764A (en) * | 1981-09-29 | 1984-08-07 | Medical Graphics Corporation | Cardiopulmonary exercise system |
US4453419A (en) * | 1982-11-26 | 1984-06-12 | Barber-Colman Company | Device for sensing the volmetric flow rate of air in a duct |
US4481829A (en) * | 1983-02-01 | 1984-11-13 | Shortridge Ernest R | Manifold apparatus for airflow sensing equipment |
DE3529367C2 (de) * | 1985-08-16 | 1996-07-04 | Oscar Sebastiani | Vorrichtung zur Lungenfunktionsanalyse |
US4768386A (en) * | 1986-08-14 | 1988-09-06 | Cambridge Filter Corp. | Air pressure measurement element and system incorporating same |
US4765326A (en) * | 1987-04-20 | 1988-08-23 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Low-flow alarm system for powdered air-purifying respirator |
-
1990
- 1990-06-08 US US07/535,045 patent/US5038773A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-06-05 DE DE4118404A patent/DE4118404C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1991-06-07 IT ITTO910433A patent/IT1252600B/it active IP Right Grant
- 1991-06-07 GB GB9112301A patent/GB2246865B/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-06-10 JP JP3137906A patent/JP2568763B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4118404A1 (de) | 1991-12-12 |
JPH05111473A (ja) | 1993-05-07 |
GB9112301D0 (en) | 1991-07-24 |
US5038773A (en) | 1991-08-13 |
ITTO910433A0 (it) | 1991-06-07 |
JP2568763B2 (ja) | 1997-01-08 |
IT1252600B (it) | 1995-06-19 |
GB2246865B (en) | 1993-12-15 |
ITTO910433A1 (it) | 1992-12-07 |
GB2246865A (en) | 1992-02-12 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE4118404C2 (de) | Atemgas-Strömungs-Meßsystem | |
DE2641289C3 (de) | Atmungsmeßgerät zur Druckkorrektur | |
DE3529367C2 (de) | Vorrichtung zur Lungenfunktionsanalyse | |
EP2927679B1 (de) | Gerät für die Messung und Analyse des Multiple-Breath-Stickstoff-Auswaschverfahrens | |
DE69936767T2 (de) | Patientenmonitor | |
DE4439080B4 (de) | Ganzkörper-Plethysmograph | |
DE3533557A1 (de) | Verfahren und geraet zur ueberwachung des kohlendioxidausganges, des sauerstoffverbrauches und des respirationsquotienten eines patienten | |
DE2851490C2 (de) | Gerät zur künstlichen Beatmung | |
EP1556670B1 (de) | Wirbelströmungsaufnehmer | |
DE3903857A1 (de) | Verbesserte bestimmung des atemwegswiderstandes nach der oszillationsmethode | |
DE3706559C3 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Messung und Überwachung der bei der Narkose einzuhaltenden Parameter | |
DE2505669C3 (de) | ||
DE102016105467B3 (de) | Anordnung zur Messung des Volumenstromes eines Patienten bei der maschinellen Beatmung | |
DE2522932C3 (de) | Anordnung zur Bestimmung der Alkoholkonzentration der (tiefen) Lungenluft | |
WO2002024070A1 (de) | Gerät zur schnellen bestimmung der diffusionskapazität einer lunge | |
DE2812093A1 (de) | Rhinomanometer mit widerstandsanzeige | |
DE2462607C2 (de) | Atemalkoholmeßgerät | |
DE4203766C1 (en) | Parameter measuring device for physiological and pathological respiration systems - has processor responding to detected pressure and temp values to control mass flow rate for feed and exhaust lines | |
DE2012450A1 (de) | Arztliches Gerat zur Registrierung zweier Meßgroßen, von denen die eine durch Analyse der Atemluft gewonnen wird | |
DE2530474C2 (de) | Medizinisches Gerät zur gasartunabhängigen Messung des Atemstromes | |
DE2541729C2 (de) | Gerät für die Lungenfunktionsanalyse | |
DE1960640C3 (de) | Gerät zum Bestimmen des Atemwegwiderstandes | |
DE2640133A1 (de) | Elektrode fuer physiologische messungen an der menschlichen haut | |
EP0470044A1 (de) | Vorrichtung für spirometrische Zwecke | |
DE2719900A1 (de) | Respirations-analysegeraet |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |