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.
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.
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.
Характерные кривые расхода представляют в виде кривых по времени, из которых выделяют константу времени;
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.
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.
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.
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.
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?
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.
τ = Paw × Clt,
где τ - константа времени;
Paw - сопротивление дыхательных путей;
Clt - упругость грудной клетки.
| Печь для непрерывного получения сернистого натрия | 1921 |
|
SU1A1 |
| DE, заявка, 2513676, кл | |||
| Устройство для сортировки каменного угля | 1921 |
|
SU61A1 |
| Аппарат для очищения воды при помощи химических реактивов | 1917 |
|
SU2A1 |
| US, патент, 4031885, кл | |||
| Устройство для сортировки каменного угля | 1921 |
|
SU61A1 |
| Переносная печь для варки пищи и отопления в окопах, походных помещениях и т.п. | 1921 |
|
SU3A1 |
| US, патент, 5060655, кл | |||
| Устройство для сортировки каменного угля | 1921 |
|
SU61A1 |
