RU2172953C2 - Device measuring concentration of carbon dioxide in exhaled air - Google Patents
Device measuring concentration of carbon dioxide in exhaled air Download PDFInfo
- Publication number
- RU2172953C2 RU2172953C2 RU99120427/28A RU99120427A RU2172953C2 RU 2172953 C2 RU2172953 C2 RU 2172953C2 RU 99120427/28 A RU99120427/28 A RU 99120427/28A RU 99120427 A RU99120427 A RU 99120427A RU 2172953 C2 RU2172953 C2 RU 2172953C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- output
- input
- signal
- amplifier
- logarithmic converter
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине, в частности к устройствам определения содержания CO2 в выдыхаемом воздухе, и может быть использовано для диагностики ряда заболеваний, таких как астма, гипервентиляционный синдром и др.The invention relates to medicine, in particular to devices for determining the content of CO 2 in exhaled air, and can be used to diagnose a number of diseases, such as asthma, hyperventilation syndrome, etc.
Известен ультразвуковой газоанализатор [1], основанный на использовании зависимости скорости распространения ультразвука в газовой среде от концентрации искомого компонента этой среды. Он предназначен для применения в т.ч. в медицине и содержит генератор импульсов, измерительную камеру, в которой напротив друг друга расположены излучатель и приемник ультразвуковых (УЗ) волн, усилитель, канал формирования выходного сигнала и температурный блок. Канал формирования выходного сигнала включает схему задержки, компаратор и преобразователь длительности импульсов в напряжение. В измерительную камеру вводится исследуемая газовая смесь. Known ultrasonic gas analyzer [1], based on the use of the dependence of the speed of propagation of ultrasound in a gaseous medium on the concentration of the desired component of this medium. It is intended for use including in medicine, it contains a pulse generator, a measuring chamber, in which an emitter and a receiver of ultrasonic (ultrasound) waves, an amplifier, an output signal generating channel, and a temperature unit are located opposite each other. The channel for generating the output signal includes a delay circuit, a comparator, and a pulse width to voltage converter. The test gas mixture is introduced into the measuring chamber.
Данный газоанализатор работает следующим образом. Генератор импульсов вырабатывает сигнал, поступающий на УЗ-передатчик, в результате чего в измерительной камере распространяется УЗ-волна. Приемник УЗ принимает прошедшую через камеру волну и преобразует УЗ-сигнал в импульс напряжения. Далее этот импульс усиливается и, пройдя через схему задержки, поступает на один из входов компаратора, на другой вход которого подается сигнал с выхода генератора импульсов, при этом выходной сигнал, поступающий на компаратор с приемника УЗ-волн, оказывается смещенным по фазе относительно сигнала, вырабатываемого генератором импульсов и возбуждающего УЗ-передатчик (излучатель). Разность фаз зависит от скорости распространения ультразвука в измерительной камере. This gas analyzer works as follows. The pulse generator generates a signal supplied to the ultrasound transmitter, as a result of which the ultrasonic wave propagates in the measuring chamber. The ultrasonic receiver receives the wave transmitted through the camera and converts the ultrasonic signal into a voltage pulse. Further, this pulse is amplified and, passing through the delay circuit, enters one of the inputs of the comparator, the other input of which receives a signal from the output of the pulse generator, while the output signal supplied to the comparator from the ultrasonic wave receiver is phase shifted relative to the signal, generated by a pulse generator and an exciting ultrasonic transmitter (emitter). The phase difference depends on the speed of propagation of ultrasound in the measuring chamber.
Разностный сигнал, вырабатываемый компаратором, преобразуется в постоянное напряжение, являющееся мерой концентрации исследуемого газа в газовой смеси. The difference signal generated by the comparator is converted to a constant voltage, which is a measure of the concentration of the test gas in the gas mixture.
Для того, чтобы снизить влияние температуры на скорость распространения УЗ-волн в измерительной камере в аналоге используется температурная компенсация. In order to reduce the influence of temperature on the speed of propagation of ultrasonic waves in the measuring chamber, temperature compensation is used in the analogue.
Данный газоанализатор не обеспечивает высокой точности измерения определения концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе. Как известно [2], скорость распространения УЗ-волн в газовой смеси существенным образом зависит от влажности и температуры. Формула для расчета скорости звука с имеет вид:
где γ - отношение удельной теплоемкости газовой смеси при постоянном давлении к удельной теплоемкости при постоянном объеме;
R - универсальная газовая постоянная;
Т - температура в градусах Кельвина;
μ - молярная масса газовой смеси.This gas analyzer does not provide high accuracy in measuring the concentration of CO 2 in exhaled air. As is known [2], the speed of propagation of ultrasonic waves in a gas mixture substantially depends on humidity and temperature. The formula for calculating the speed of sound c is:
where γ is the ratio of the specific heat of the gas mixture at constant pressure to the specific heat at a constant volume;
R is the universal gas constant;
T is the temperature in degrees Kelvin;
μ is the molar mass of the gas mixture.
Используя (1), можно показать, что изменение температуры окружающей среды на 1oC приводит к изменению скорости распространения ультразвука, которое соответствует изменению концентрации CO2 на 0,8%. Влияние влажности также значительно - изменение влажности в помещении на 10% при температуре 20oC приведет к изменению скорости распространения ультразвука, эквивалентному изменению концентрации CO2 на 0,26%. При анализе выдыхаемого воздуха изменение температуры и влажности в измерительной камере будет происходить скачкообразно в момент начала вдоха и начала выдоха при замене выдыхаемой газовой смеси на атмосферный воздух. Например, в начале вдоха температура анализируемой газовой смеси в измерительной камере изменяется от температуры человеческого тела (около 37oC) до температуры воздуха в помещении (около 20oC). Влажность также изменяется в заметных пределах - от влажности воздуха в помещении до 100% относительной влажности в выдыхаемой газовой смеси. Таким образом, использование данного устройства для измерения концентрации 002 в выдыхаемом воздухе невозможно, поскольку в современной медицинской практике предъявляются высокие требования к точности такого рода измерений, абсолютная погрешность которых не должна превышать 0,2%.Using (1), it can be shown that a change in ambient temperature of 1 o C leads to a change in the propagation velocity of ultrasound, which corresponds to a change in the concentration of CO 2 by 0.8%. The effect of humidity is also significant - a change in humidity in the room by 10% at a temperature of 20 o C will lead to a change in the speed of propagation of ultrasound, equivalent to a change in CO 2 concentration of 0.26%. When analyzing exhaled air, temperature and humidity changes in the measuring chamber will occur abruptly at the moment of the beginning of inspiration and the beginning of exhalation when replacing the exhaled gas mixture with atmospheric air. For example, at the beginning of inspiration, the temperature of the analyzed gas mixture in the measuring chamber changes from the temperature of the human body (about 37 o C) to the air temperature in the room (about 20 o C). Humidity also varies significantly - from indoor air humidity to 100% relative humidity in the exhaled gas mixture. Thus, the use of this device for measuring the concentration of 002 in exhaled air is impossible, since in modern medical practice high demands are placed on the accuracy of such measurements, the absolute error of which should not exceed 0.2%.
В качестве прототипа выбрано устройство для определения концентрации компонент выдыхаемого воздуха, основанное на измерении величины поглощения ультразвука анализируемой газовой смесью [3]. Данное устройство позволяет достичь большей точности определения концентрации CO2 по сравнению с рассмотренным ранее, т.к. в значительно меньшей степени подвержено влиянию температуры и влажности.As a prototype, a device was selected for determining the concentration of exhaled air components, based on the measurement of ultrasound absorption by the analyzed gas mixture [3]. This device allows to achieve greater accuracy in determining the concentration of CO 2 compared with previously considered, because to a much lesser extent affected by temperature and humidity.
Одним из показателей распространения ультразвуковых волн в газовой среде является коэффициент поглощения α, определяемый как обратная величина того расстояния, на котором амплитуда УЗ-волны уменьшается в e раз. Величина α зависит в первую очередь от частоты ультразвука и состава газовой смеси. Таким образом, определяя коэффициент поглощения ультразвука на определенной частоте в газовой смеси можно оценить концентрацию CO2.One of the indicators of the propagation of ultrasonic waves in a gas medium is the absorption coefficient α, defined as the reciprocal of the distance at which the amplitude of the ultrasonic wave decreases e times. The value of α depends primarily on the frequency of ultrasound and the composition of the gas mixture. Thus, by determining the absorption coefficient of ultrasound at a certain frequency in the gas mixture, one can estimate the concentration of CO 2 .
Поглощение ультразвуковых волн в газовой смеси обусловлено теплопроводностью, сдвиговой и объемной вязкостью газовой среды [4]. Коэффициент поглощения, определяемый этими величинами, может быть вычислен по формуле:
где ω - круговая частота ультразвуковой волны;
ρ - плотность газовой смеси;
η - коэффициент сдвиговой вязкости;
ξ - коэффициент объемной вязкости;
χ - коэффициент теплопроводности;
с - скорость ультразвука;
Cv и Cp - теплопроводность среды при постоянном давлении и объеме соответственно.The absorption of ultrasonic waves in a gas mixture is due to thermal conductivity, shear and bulk viscosity of the gas medium [4]. The absorption coefficient determined by these values can be calculated by the formula:
where ω is the circular frequency of the ultrasonic wave;
ρ is the density of the gas mixture;
η is the shear viscosity coefficient;
ξ is the coefficient of bulk viscosity;
χ is the coefficient of thermal conductivity;
C is the speed of ultrasound;
C v and C p - thermal conductivity of the medium at constant pressure and volume, respectively.
В области низких частот величины η,ξ и χ практически не зависят от ω, и коэффициент поглощения пропорционален квадрату частоты. На высоких частотах коэффициент объемной вязкости ξ начинает зависеть от частоты, что связано с релаксационными процессами возбуждения колебательных или вращательных степеней свободы молекул газа. Выражение для связанной с релаксацией части коэффициента поглощения имеет вид:
где τ - время релаксации,
c0 - скорость распространения ультразвука при малых частотах (τω ≪ 1),
c∞ - скорость ультразвука при высоких частотах (τω ≫ 1).
Поэтому полный коэффициент поглощения можно определить как сумму так называемого классического (который вычисляется по (2) без учета объемной вязкости) и релаксационного коэффициента поглощения (3):
α = αк+αp (4)
Поглощение, связанное со вторым слагаемым, проявляется на частотах, лежащих около релаксационной частоты fp. Каждый газ характеризуется своей fp, определяемой структурой и весом молекул. Релаксационная частота CO2 превышает релаксационные частоты остальных компонентов выдыхаемого воздуха (азота, кислорода и паров воды). Однако на этой частоте для выдыхаемой газовой смеси становится заметным поглощение звуковых волн кислородом, так как в результате взаимодействия с парами воды релаксационная частота кислорода сдвигается в область высоких частот. Поэтому для повышения точностных характеристик прибора становится необходимым введение средств компенсации влияния кислорода и паров воды. Влиянием азота можно пренебречь, так как его коэффициент поглощения не превышает долей см-1 (коэффициент поглощения CO2 составляет около 100 см-1, кислорода ~1 см-1).In the low-frequency range, the quantities η, ξ, and χ are practically independent of ω, and the absorption coefficient is proportional to the square of the frequency. At high frequencies, the bulk viscosity coefficient ξ begins to depend on the frequency, which is associated with relaxation processes of excitation of vibrational or rotational degrees of freedom of gas molecules. The expression for the relaxation-related part of the absorption coefficient has the form:
where τ is the relaxation time,
c 0 is the propagation velocity of ultrasound at low frequencies (τω ≪ 1),
c ∞ is the ultrasound velocity at high frequencies (τω ≫ 1).
Therefore, the total absorption coefficient can be defined as the sum of the so-called classical (which is calculated according to (2) without taking into account bulk viscosity) and the relaxation absorption coefficient (3):
α = α to + α p (4)
The absorption associated with the second term appears at frequencies lying near the relaxation frequency f p . Each gas is characterized by its f p , determined by the structure and weight of the molecules. The relaxation frequency of CO 2 exceeds the relaxation frequencies of the remaining components of the exhaled air (nitrogen, oxygen and water vapor). However, at this frequency, for the exhaled gas mixture, the absorption of sound waves by oxygen becomes noticeable, since as a result of interaction with water vapor, the relaxation frequency of oxygen is shifted to the high frequency region. Therefore, to increase the accuracy characteristics of the device, it becomes necessary to introduce means to compensate for the effects of oxygen and water vapor. The effect of nitrogen can be neglected, since its absorption coefficient does not exceed fractions of cm -1 (the absorption coefficient of CO 2 is about 100 cm -1 , oxygen ~ 1 cm -1 ).
Погрешность измерения концентрации углекислого газа таким способом будет определяться погрешностью измерения коэффициента поглощения, который в случае анализа выдыхаемого воздуха в основном зависит также, как и скорость звука от влажности и температуры. Максимальное изменение этих величин будет происходить при газообмене в камере в момент начала вдоха или начала выдоха, и изменяться будет "классический" коэффициент поглощения воздуха, поскольку процесс релаксационного поглощения молекулами CO2 происходит при установившихся температуре и влажности во время выдоха.The error in measuring the concentration of carbon dioxide in this way will be determined by the error in measuring the absorption coefficient, which in the case of analysis of exhaled air mainly depends as well as the speed of sound on humidity and temperature. The maximum change in these values will occur during gas exchange in the chamber at the moment of the beginning of inspiration or the beginning of exhalation, and the “classical” coefficient of air absorption will change, since the process of relaxation absorption by CO 2 molecules occurs at steady-state temperature and humidity during exhalation.
Изменение коэффициента поглощения в зависимости от температуры в основном определяется изменением скорости ультразвука, т.к. эти величины находятся в тесной зависимости. Оценив изменение скорости по (1), используя (2) можно показать, что "классический" коэффициент поглощения воздуха при колебаниях температуры от 20 до 37oC изменяется приблизительно на 10%. Но, поскольку релаксационный коэффициент поглощения ультразвука выдыхаемой смесью с углекислым газом превышает его на два порядка, то в итоге абсолютная погрешность определения концентрации CO2 по температуре не будет превышать 0,01%. Количественный расчет погрешности по влажности затруднен, поскольку аналитическая зависимость коэффициента поглощения от влажности не известна. Однако на основании приведенных в литературе [5] экспериментальных данных можно сделать вывод, что погрешность по влажности будет такого же порядка, что и по температуре. Таким образом, точность метода определения концентрации CO2 на основе измерения коэффициента поглощения ультразвука значительно выше.The change in the absorption coefficient depending on the temperature is mainly determined by the change in the speed of ultrasound, because these values are closely related. By evaluating the change in speed according to (1), using (2) it can be shown that the "classical" coefficient of air absorption at temperature fluctuations from 20 to 37 o C changes by about 10%. But, since the relaxation absorption coefficient of ultrasound by the exhaled mixture with carbon dioxide exceeds it by two orders of magnitude, as a result, the absolute error in determining the concentration of CO 2 by temperature will not exceed 0.01%. A quantitative calculation of the error in humidity is difficult, since the analytical dependence of the absorption coefficient on humidity is not known. However, based on the experimental data given in the literature [5], it can be concluded that the error in humidity will be of the same order as in temperature. Thus, the accuracy of the method for determining the concentration of CO 2 based on measuring the absorption coefficient of ultrasound is much higher.
В данном устройстве для учета влияния компонентов, искажающих результат измерения (помеховых компонентов), применена двухчастотная схема анализа. Устройство содержит измерительную камеру, соединенную с дыхательными путями пациента, в которой находится излучатель ультразвука и отражатель звукового сигнала. Со стороны входа ультразвуковой излучатель соединен через генератор импульсов и первый усилитель с двумя задающими генераторами, со стороны выхода через второй усилитель - с вычислительной схемой, с устройством управления, связанным с генератором импульсов, и со схемой задержки, соединенной с устройством управления и вычислительной схемой. In this device, to account for the influence of components that distort the measurement result (interfering components), a two-frequency analysis circuit is used. The device comprises a measuring chamber connected to the respiratory tract of the patient, in which there is an ultrasound transducer and a sound signal reflector. On the input side, the ultrasonic emitter is connected through the pulse generator and the first amplifier with two master generators, on the output side through the second amplifier, with a computing circuit, with a control device associated with the pulse generator, and with a delay circuit connected to the control device and the computing circuit.
Известное устройство работает следующим образом. Задающие генераторы формируют сигналы с частотами f1 и f2, поступающие на входы генератора импульсов, на выходе которого формируются группы синусоидальных колебаний (звуковые импульсы), причем частота колебаний в каждой группе своя.The known device operates as follows. The master oscillators generate signals with frequencies f 1 and f 2 , which are supplied to the inputs of a pulse generator, at the output of which groups of sinusoidal oscillations (sound pulses) are formed, and the oscillation frequency in each group is different.
В первом усилителе происходит усиление звуковых импульсов, которые затем передаются излучателем в измерительную камеру. Прошедший через камеру и отраженный от ее задней стенки звуковой сигнал принимается излучателем (являющимся приемопередатчиком) и усиливается вторым усилителем. Вследствие задержки сигнал с частотой f1 задерживается до тех пор, пока сигнал с частотой f2 поступает на вход вычислительной схемы, в которой происходит обработка сигналов с частотами f1 и f2 и формирование сигнала, представляющего собой концентрацию исходного компонента газа.In the first amplifier, amplification of sound pulses occurs, which are then transmitted by the emitter to the measuring chamber. The sound signal transmitted through the camera and reflected from its rear wall is received by the emitter (which is a transceiver) and is amplified by a second amplifier. Due to the delay, a signal with a frequency f 1 is delayed until a signal with a frequency f 2 arrives at the input of a computational circuit in which signals with frequencies f 1 and f 2 are processed and a signal is formed, which represents the concentration of the initial gas component.
Выходной сигнал второго усилителя поступает также на устройство управления, которое управляет работой генератора импульсов и вызывает формирование новых импульсов, поступающих на излучатель. The output signal of the second amplifier is also fed to a control device that controls the operation of the pulse generator and causes the formation of new pulses arriving at the emitter.
Известное устройство характеризуется следующими недостатками. The known device is characterized by the following disadvantages.
1. Использование 2-частотного способа при наличии одного приемопередатчика УЗ-сигнала обуславливает необходимость применения широкополосного излучателя звукового сигнала. Такие излучатели имеют низкую добротность и низкое соотношение сигнал/шум, что снижает чувствительность преобразования и, как следствие, точность определения концентрации исследуемой газовой компоненты в выдыхаемом пациентом воздухе. 1. The use of a 2-frequency method in the presence of one transceiver of the ultrasonic signal necessitates the use of a broadband emitter of an audio signal. Such emitters have a low quality factor and a low signal to noise ratio, which reduces the sensitivity of the conversion and, as a result, the accuracy of determining the concentration of the studied gas component in the air exhaled by the patient.
2. Отсутствие в известном устройстве средств поддержания постоянной температуры измерительной камеры приводит к тому, что в измерительной камере может наблюдаться конденсация паров воды на поверхности ультразвукового преобразователя, т. к. температура выдыхаемого воздуха выше температуры стенок измерительной камеры. Это приводит к поглощению и рассеянию принимаемых преобразователем УЗ-волн и снижению уровня выходного сигнала, что в конечном итоге также обуславливает снижение точности определения концентрации исследуемой газовой компоненты в выдыхаемом воздухе. 2. The absence in the known device of means to maintain a constant temperature of the measuring chamber leads to the fact that condensation of water vapor on the surface of the ultrasonic transducer can be observed in the measuring chamber, since the temperature of the exhaled air is higher than the temperature of the walls of the measuring chamber. This leads to the absorption and scattering of ultrasonic waves received by the transducer and to a decrease in the level of the output signal, which ultimately also leads to a decrease in the accuracy of determining the concentration of the studied gas component in exhaled air.
3. Отсутствие режима калибровки устройства поверочными газовыми смесями приводит к следующему. Точный характер зависимости концентрации от коэффициента поглощения не известен, что обусловлено сложностью выдыхаемой смеси. Ее можно считать линейной только в пределах некоторой погрешности. Кроме того, аналоговый и цифровой сигнал, несущий информацию о коэффициенте поглощения, должен преобразовываться в процессе работы устройства, причем характеристики преобразования определяются реальными устройствами и могут довольно значительно отличаться от идеальных. Все это также приводит к снижению точности. 3. The lack of calibration of the device calibration gas mixtures leads to the following. The exact nature of the concentration dependence on the absorption coefficient is not known, due to the complexity of the exhaled mixture. It can be considered linear only within a certain error. In addition, an analog and digital signal that carries information about the absorption coefficient must be converted during the operation of the device, and the conversion characteristics are determined by real devices and can quite significantly differ from ideal ones. All this also leads to a decrease in accuracy.
Задача, решаемая изобретением, - повышение точности определения концентрации газа в выдыхаемом пациентом воздухе. The problem solved by the invention is to increase the accuracy of determining the concentration of gas in the air exhaled by the patient.
Указанная задача решается тем, что устройство для измерения концентрации углекислого газа в выдыхаемом воздухе, включающее измерительную камеру, соединенную с дыхательными путями пациента и содержащую ультразвуковой излучатель и отражатель звукового сигнала, генератор импульсов, первый выход которого подключен к излучателю, соединенному с первым входом усилителя, и канал обработки выходного сигнала, содержащий вычислительную схему, снабжено блоком термостатирования, вход и первый выход которого подсоединены, соответственно, к датчику температуры и нагревателю, расположенным в измерительной камере, канал обработки выходного сигнала содержит первый амплитудный детектор, вход которого подключен к первому выходу генератора, второй амплитудный детектор, вход которого соединен с выходом усилителя, ждущий мультивибратор, вход которого соединен с вторым выходом генератора, а выход подключен к второму входу усилителя, логарифмирующий преобразователь, первый и второй сигнальные входы которого соединены, соответственно, с выходами первого и второго амплитудных детекторов, пороговое устройство, сигнальный вход которого подключен к выходу логарифмирующего преобразователя, при этом первый вход вычислительной схемы соединен с выходом порогового устройства, второй вход подсоединен к выходу логарифмирующего преобразователя, третий вход соединен с вторым выходом блока термостатирования, четвертый и пятый входы служат, соответственно, для задания калибровочных точек и управления режимом работы, первый выход подключен к управляющим входам логарифмирующего преобразователя и порогового устройства, а второй выход подключен к входу блока индикаторов. This problem is solved in that the device for measuring the concentration of carbon dioxide in the expired air, comprising a measuring chamber connected to the respiratory tract of the patient and containing an ultrasonic emitter and a sound reflector, a pulse generator, the first output of which is connected to the emitter connected to the first input of the amplifier, and the channel for processing the output signal containing the computing circuit is provided with a thermostatic control unit, the input and the first output of which are connected, respectively, to the sensors temperature and the heater located in the measuring chamber, the output signal processing channel contains a first amplitude detector, the input of which is connected to the first output of the generator, a second amplitude detector, the input of which is connected to the output of the amplifier, waiting for a multivibrator, the input of which is connected to the second output of the generator, and the output is connected to the second input of the amplifier, a logarithmic converter, the first and second signal inputs of which are connected, respectively, with the outputs of the first and second amplitude detectors c, a threshold device, the signal input of which is connected to the output of the logarithmic converter, while the first input of the computational circuit is connected to the output of the threshold device, the second input is connected to the output of the logarithmic converter, the third input is connected to the second output of the temperature control unit, the fourth and fifth inputs serve, respectively , to set calibration points and control the operating mode, the first output is connected to the control inputs of the logarithmic converter and the threshold device, and the second the output is connected to the input of the indicator block.
Сущность изобретения заключается в такой организации устройства, которая позволяет выделить в структуре дыхательного цикла периоды вдоха и выдоха, измерить суммарный коэффициент поглощения компонент газовой смеси в каждом периоде и, таким образом, исключить влияние помеховых компонентов (кислорода и паров воды), а также во введении термостатирования газового объема измерительной камеры и режима калибровки устройства поверочными газовыми смесями. The essence of the invention lies in such an organization of a device that allows you to select the periods of inspiration and expiration in the structure of the respiratory cycle, measure the total absorption coefficient of the components of the gas mixture in each period and, thus, eliminate the influence of interfering components (oxygen and water vapor), as well as in the introduction thermostating the gas volume of the measuring chamber and the calibration mode of the device with calibration gas mixtures.
Подход к решению задачи определения концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе, основанный на выделении в структуре дыхательного цикла периодов вдоха и выдоха, позволяет использовать одночастотный способ работы УЗ-пьезопреобразователя, что обуславливает повышение его чувствительности и увеличении, вследствие этого, точности определения концентрации CO2.The approach to solving the problem of determining the concentration of CO 2 in exhaled air, based on the allocation of the periods of inspiration and expiration in the structure of the respiratory cycle, allows the use of a single-frequency method of operation of the ultrasonic piezoelectric transducer, which leads to an increase in its sensitivity and increase, as a result, the accuracy of determining the concentration of CO 2 .
Термостатирование измерительной камеры также способствует повышению точности определения концентрации, поскольку снижает температурную погрешность и исключает конденсацию паров воды на поверхности УЗ-излучателя и отражателя. Отсутствие термостатирования привело бы к тому, что УЗ-волны претерпевали бы рассеяние на капельках сконденсировавшейся воды, а это, в свою очередь, привело бы к снижению точности определения концентрации CO2.Thermostating of the measuring chamber also improves the accuracy of determining the concentration, since it reduces the temperature error and eliminates the condensation of water vapor on the surface of the ultrasonic emitter and reflector. The absence of temperature control would lead to the fact that the ultrasonic waves would undergo scattering on droplets of condensed water, and this, in turn, would lead to a decrease in the accuracy of determining the concentration of CO 2 .
Калибровка устройства поверочными газовыми смесями тоже повышает точность определения концентрации, поскольку позволяет исключить влияние неидеальности передаточных характеристик преобразующих элементов схемы и погрешность, обусловленную нелинейным характером зависимости аналитического концентрации CO2 от коэффициента поглощения.Calibration of the device with calibration gas mixtures also increases the accuracy of determining the concentration, since it eliminates the influence of non-ideal transfer characteristics of the converting elements of the circuit and the error due to the nonlinear nature of the dependence of the analytical concentration of CO 2 on the absorption coefficient.
Технико-медицинский результат, который может быть получен при использовании изобретения, - повышение достоверности диагностики состояния пациента за счет повышения точности определения концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе.The technical and medical result that can be obtained by using the invention is to increase the reliability of the diagnosis of the patient's condition by increasing the accuracy of determining the concentration of CO 2 in exhaled air.
Заявляемое изобретение иллюстрируется чертежами. The invention is illustrated by drawings.
На фиг. 1 приведена блок-схема заявляемого устройства;
на фиг. 2 показана зависимость коэффициента поглощения от частоты в процессе дыхания;
на фиг. 3 а, б приведены временные диаграммы, иллюстрирующие работу устройства:
на фиг. 3a - изменение коэффициента поглощения в процессе дыхания;
на фиг. 3б - выходной сигнал порогового устройства;
на фиг. 4 приведен вариант построения логарифмирующего преобразователя;
на фиг. 5 приведен вариант построения порогового устройства.In FIG. 1 shows a block diagram of the inventive device;
in FIG. 2 shows the dependence of the absorption coefficient on the frequency during breathing;
in FIG. 3 a, b are timing diagrams illustrating the operation of the device:
in FIG. 3a - change in absorption coefficient in the process of respiration;
in FIG. 3b - output signal of a threshold device;
in FIG. Figure 4 shows the construction of a logarithmic converter;
in FIG. 5 shows an embodiment of a threshold device.
Устройство для измерения концентрации газа в выдыхаемом пациентом воздухе содержит измерительную камеру 1, в которой расположен УЗ-излучатель 2, являющийся приемопередатчиком ультразвукового сигнала, причем расположенная напротив излучателя 2 стенка камеры 1 выполняет функцию отражателя звукового сигнала, генератор импульсов 3, первый выход которого подсоединен к излучателю 2, усилителю 4 и первому амплитудному детектору 5, а второй выход - к входу ждущего мультивибратора 6, второй амплитудный детектор 7, вход которого соединен с выходом усилителя 4, а выход подключен к первому входу логарифмирующего преобразователя 8, второй вход которого соединен с выходом первого амплитудного детектора 5, а выход - с входом порогового устройства 9 и вторым входом вычислительной схемы 10. Выход порогового устройства 9 подсоединен к первому входу вычислительной схемы 10. Третий вход вычислительной схемы 10 соединен с вторым выходом блока термостатирования 11. Первый выход которого соединен с нагревателем 12, а вход с датчиком температуры 13, расположенных внутри измерительной камеры 1. Вычислительная схема 10 также имеет входы управления режимом работы и входы для ввода калибровочных значений. Первый выход вычислительной схемы подсоединен к управляющим входам логарифмирующего преобразователя 8 и порогового устройства 9, а второй - к блоку индикаторов 14. The device for measuring the gas concentration in the air exhaled by the patient contains a measuring chamber 1, in which an ultrasonic emitter 2 is located, which is a transceiver of an ultrasonic signal, and the wall of chamber 1 located opposite the emitter 2 acts as a reflector of an audio signal, a
Зависимость коэффициента поглощения от частоты в процессе дыхания изображена на фиг. 2. Кривая 1 описывает зависимость коэффициента поглощения УЗ атмосферным воздухом от частоты (фаза вдоха). Поглощение ультразвука в этом случае в основном определяется кислородом и парами воды и на релаксационной частоте поглощения CO2 равно некоторой величине α0. Кривая 2 соответствует поглощению в смеси CO2 и азота, причем поглощение на релаксационной частоте fp в основном определяется CO2 и равно αco2, а влияние азота практически не сказывается. Коэффициент поглощения на выдохе описывается кривой 3, которая фактически является алгебраической суммой двух первых кривых, и коэффициент поглощения смеси на fp определяется как α = α0+αco2. Таким образом, измеряя поглощение газовой смеси на вдохе и выдохе при fp, можно компенсировать влияние мешающих компонентов без использования двух частот вычитанием из величины коэффициента поглощения, определенного на выдохе, соответствующей величины коэффициента поглощения, определенного на вдохе. Строго говоря, данный метод компенсации обладает собственной погрешностью, т.к. в процессе дыхания концентрация кислорода на вдохе и выдохе изменяется. Однако данной погрешностью можно пренебречь, поскольку коэффициент поглощения углекислого газа на fp, значительно превышает коэффициент поглощения кислорода.The dependence of the absorption coefficient on frequency during breathing is shown in FIG. 2. Curve 1 describes the dependence of the ultrasonic absorption coefficient of atmospheric air on frequency (inspiratory phase). The absorption of ultrasound in this case is mainly determined by oxygen and water vapor and at the relaxation frequency of absorption of CO 2 is equal to some value α 0 . Curve 2 corresponds to the absorption in the mixture of CO 2 and nitrogen, and the absorption at the relaxation frequency f p is mainly determined by CO 2 and is equal to α co2 , and the effect of nitrogen has practically no effect. The exhalation absorption coefficient is described by
Рассмотрим работу заявляемого устройства для определения концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе. При включении заявляемого устройства начинает работать блок термостатирования 11. Оно при помощи нагревателя 12 поднимает температуру измерительной камеры 1 до 37oC, после чего поддерживает ее постоянной. Контроль за этим процессом осуществляется при помощи датчика температуры 13. После достижения стенками измерительной камеры температуры 37oC на выходе устройства термостатирования устанавливается сигнал высокого уровня. Вычислительная схема 10 начинает обработку поступающих на ее входы данных только после установления температуры измерительной камеры, т.е. после установления высокого уровня на третьем входе.Consider the operation of the inventive device for determining the concentration of CO 2 in exhaled air. When you turn on the inventive device, the thermostatic control unit 11 starts working. It, with the help of a heater 12, raises the temperature of the measuring chamber 1 to 37 ° C, after which it keeps it constant. This process is monitored using a temperature sensor 13. After the walls of the measuring chamber reach a temperature of 37 o C, a high level signal is established at the output of the thermostating device. Computing circuit 10 starts processing the data arriving at its inputs only after the temperature of the measuring chamber is established, i.e. after setting a high level at the third entrance.
Генератор 3 периодически вырабатывает короткие зондирующие импульсы, заполненные частотой, близкой к релаксационной, которые подаются на излучатель 2.
Звуковая волна распространяется в измерительной камере 1, отражается от противоположной излучателю 2 стенки камеры 1 и возвращается на излучатель 2, играющий, таким образом, роль приемопередатчика, который снова преобразует звуковой импульс в переменное напряжение. The sound wave propagates in the measuring chamber 1, is reflected from the wall of the chamber 1 opposite to the emitter 2 and returns to the emitter 2, thus playing the role of a transceiver, which again converts the sound pulse into alternating voltage.
Зависимость амплитуды принимаемого импульса U от коэффициента поглощения газовой смеси в измерительной камере носит экспоненциальный характер и выражается формулой:
U = U0•e-α·l, (4)
где l - длина пути, проходимого ультразвуковым импульсом;
U0 - амплитуда излучаемого импульса.The dependence of the amplitude of the received pulse U on the absorption coefficient of the gas mixture in the measuring chamber is exponential and is expressed by the formula:
U = U 0 • e -α · l , (4)
where l is the length of the path traveled by the ultrasonic pulse;
U 0 is the amplitude of the emitted pulse.
С учетом равенства α = α0+αco2 зависимость амплитуды принимаемого импульса от коэффициента поглощения на вдохе и выдохе выражается формулами (5) и (6) соответственно:
В усилителе 4 происходит усиление амплитуды отраженного сигнала, поступающего с излучателя 2 с постоянным коэффициентом k. Управляющий сигнал, поступающий на усилитель от ждущего мультивибратора 6, закрывает усилитель 4 на время, в течение которого действует измерительный импульс от генератора 3, таким образом на вход амплитудного детектора 7 с выхода усилителя 4 поступает только отраженный импульс. Далее сигнал, пропорциональный экспоненте коэффициента поглощения (пропорциональный значению (5) на вдохе и (6) на выдохе), поступает на вход второго амплитудного детектора 7, где преобразуется в уровень напряжения U1. Первый амплитудный детектор 5, подключенный к первому выходу генератора 3, преобразует в уровень напряжения U2 амплитуду излучаемого импульса. Далее полученные сигналы поступают соответственно на первый и второй входы логарифмирующего преобразователя 8.Given the equality α = α 0 + α co2, the dependence of the amplitude of the received pulse on the absorption coefficient on inspiration and expiration is expressed by formulas (5) and (6), respectively:
In the amplifier 4 there is an amplification of the amplitude of the reflected signal coming from the emitter 2 with a constant coefficient k. The control signal supplied to the amplifier from the standby multivibrator 6 closes the amplifier 4 for the duration of the measurement pulse from the
Логарифмирующий преобразователь 8 преобразует уровни напряжения на его входах в последовательность импульсов. Начало преобразования инициируется вычислительной схемой 10. Длительностью каждого импульса τi равна:
где U1 и U2 - напряжение соответственно на первом и втором входах логарифмирующего устройства в момент преобразования:
A - постоянный коэффициент.The logarithmic converter 8 converts the voltage levels at its inputs into a sequence of pulses. The start of the conversion is initiated by the computational circuit 10. The duration of each pulse τ i is equal to:
where U 1 and U 2 are the voltage, respectively, at the first and second inputs of the logarithmic device at the time of conversion:
A is a constant coefficient.
Один из вариантов построения логарифмирующего преобразователя представлен на фиг. 4. One of the options for constructing a logarithmic converter is shown in FIG. 4.
В соответствии с (7) на выходе логарифмирующего устройства 8 после прихода запускающего сигнала с вычислительной схемы 10 формируется импульс с длительностью, равной:
τi вд= A•(α0l-lnk) - на вдохе,
где k - коэффициент усиления усилителя 4.In accordance with (7), at the output of the logarithmic device 8 after the arrival of the trigger signal from the computing circuit 10, a pulse is generated with a duration equal to:
τ i vd = A • (α 0 l-lnk) - on inspiration,
where k is the gain of the amplifier 4.
Полученный импульс поступает на вход порогового устройства 9 и второй вход вычислительной схемы 10. Пороговое устройство (фиг. 5), также запускаемое вычислительной схемой, вырабатывает сигнал высокого уровня при превышении входным импульсом τi некоторой пороговой длительности τn, которая соответствует пороговому коэффициенту поглощения αn, немного превышающему α0. Таким образом, при помощи порогового устройства происходит выделение фаз дыхательного цикла, причем началу вдоха соответствует переход выходного сигнала схемы из единицы в ноль. Работа устройства иллюстрируется фиг. 3. Изменение коэффициента поглощения в процессе дыхания изображено на фиг. 3a. Сигнал на выходе порогового устройства приведен на фиг. 3б. Этот сигнал является управляющим при вычислении концентрации CO2 вычислительной схемой 10.The received pulse is fed to the input of the threshold device 9 and the second input of the computational circuit 10. The threshold device (Fig. 5), also triggered by the computational circuit, generates a high level signal when the input pulse τ i exceeds a certain threshold duration τ n that corresponds to the threshold absorption coefficient α n slightly exceeding α 0 . Thus, with the help of a threshold device, phases of the respiratory cycle are distinguished, and the beginning of the inspiration corresponds to the transition of the output signal of the circuit from one to zero. The operation of the device is illustrated in FIG. 3. The change in absorption coefficient during breathing is shown in FIG. 3a. The output signal of the threshold device is shown in FIG. 3b. This signal is the control signal when calculating the concentration of CO 2 computing circuit 10.
Вычислительная схема 10, реализованная на основе однокристальной микроЭВМ, обеспечивает работу устройства в двух режимах - вычисления концентрации CO2 и калибровки. В каждом из режимов вычислительная схема инициирует опрос измерительного тракта, посылая запускающий импульс на управляющий вход логарифмирующего преобразователя 8. После преобразования на второй вход вычислительной схемы поступает импульс напряжения с длительностью 
Далее из зависимости 
Further from the dependency
В режиме калибровки при пропускании через измерительную камеру n поверочных газовых смесей с известным содержанием CO2 можно задать значения координат n точек зависимости 
На фиг. 4 представлен один из вариантов построения логарифмирующего устройства 8. Запускающий импульс от вычислительной схемы заряжает конденсатор до постоянного уровня. С момента прекращения действия импульса конденсатор начинает разряжаться с постоянной времени RC. Первый компаратор переходит из нулевого состояния в единичное в тот момент, когда напряжение на его инверсном входе опустится ниже уровня U2, а второй компаратор сбросится в нулевое состояние, как только напряжение на емкости станет ниже входного напряжения U1. Несложно показать, что длительность импульса, выделяемого схемой "И", будет определяться формулой (7).In FIG. 4 shows one of the options for constructing a logarithmic device 8. A triggering pulse from a computational circuit charges the capacitor to a constant level. From the moment the pulse ceases, the capacitor begins to discharge with the RC time constant. The first comparator goes from zero to one at a time when the voltage at its inverse input drops below the level of U 2 , and the second comparator drops to zero as soon as the voltage on the capacitance falls below the input voltage U 1 . It is easy to show that the duration of the pulse emitted by the And circuit will be determined by formula (7).
На фиг. 5 представлен вариант построения порогового устройства 9. Задний фронт сигнала опроса логарифмирующего устройства запускает ждущий мультивибратор, который генерирует импульс с длительностью τn. Задний фронт импульса ждущего мультивибратора защелкивает триггер, на вход которого поступает импульс, получившийся после преобразования в преобразователе 8. Таким образом, если длительность входного импульса больше длительности импульса от логарифмирующего преобразователя, то на выходе триггера устанавливается 0, если меньше, то 1.In FIG. 5 shows an embodiment of the threshold device 9. The trailing edge of the polling signal of the logarithmic device starts the waiting multivibrator, which generates a pulse with a duration of τ n . The trailing edge of the pulse of the waiting multivibrator latches the trigger, the input of which receives the pulse obtained after the conversion in converter 8. Thus, if the duration of the input pulse is longer than the pulse duration from the logarithmic converter, then the output of the trigger is set to 0, if less, then 1.
Предлагаемое устройство позволяет исключить при определении концентрации CO2 в выдыхаемом воздухе влияние других компонент без недостатков, присущих прототипу, что, в свою очередь, обуславливает повышение точности определения концентрации CO2.The proposed device allows to exclude when determining the concentration of CO 2 in exhaled air the influence of other components without the disadvantages inherent in the prototype, which, in turn, leads to an increase in the accuracy of determining the concentration of CO 2 .
Литература
1. Патент ЕПВ N 430859, кл. G 01 N 29/02, 1991 г.Literature
1. Patent EPO N 430859, cl. G 01 N 29/02, 1991
2. Гершгал Д. А., Фридман В.М. Ультразвуковая аппаратура промышленного назначения. М.: Энергия, 1967, с. 253. 2. Gershgal D.A., Fridman V.M. Ultrasonic equipment for industrial use. M .: Energy, 1967, p. 253.
3. Патент ГДР N 216329, кл. G 01 N 29/02, 1984 г. (прототип)
4. Ультразвук. Маленькая энциклопедия. Под ред. Голяминой И.П. М.: Советская энциклопедия, 1979, С. 258.3. Patent GDR N 216329, CL G 01 N 29/02, 1984 (prototype)
4. Ultrasound. Little Encyclopedia. Ed. Golyamina I.P. M .: Soviet Encyclopedia, 1979, S. 258.
5. Физическая акустика. Под ред. У.Мэзона, пер. с англ., т. 1, ч. А, М.: Атомиздат, 1968, с. 174-178, 181-183, 192. 5. Physical acoustics. Ed. W. Mason, trans. from English, vol. 1, part A, Moscow: Atomizdat, 1968, p. 174-178, 181-183, 192.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99120427/28A RU2172953C2 (en) | 1999-09-27 | 1999-09-27 | Device measuring concentration of carbon dioxide in exhaled air |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99120427/28A RU2172953C2 (en) | 1999-09-27 | 1999-09-27 | Device measuring concentration of carbon dioxide in exhaled air |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU99120427A RU99120427A (en) | 2001-07-10 |
| RU2172953C2 true RU2172953C2 (en) | 2001-08-27 |
Family
ID=35364766
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU99120427/28A RU2172953C2 (en) | 1999-09-27 | 1999-09-27 | Device measuring concentration of carbon dioxide in exhaled air |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2172953C2 (en) |
-
1999
- 1999-09-27 RU RU99120427/28A patent/RU2172953C2/en not_active IP Right Cessation
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6277645B1 (en) | Method and apparatus for respiratory gas analysis employing measurement of expired gas mass | |
| US9671389B2 (en) | Apparatus for measuring a level of a specific gas in exhaled breath | |
| Hyatt et al. | Direct writeout of total respiratory resistance. | |
| US7784327B2 (en) | Reduction of pressure induced temperature influence on the speed of sound in a gas | |
| US9347932B2 (en) | Device and method for breath analysis using acoustic resonance flow rate | |
| JP2002538431A (en) | Real-time fluid analysis device and method | |
| JPH08500043A (en) | Method for measuring the molar mass of a gas or gas mixture and a device for carrying out the method | |
| EP1325319B1 (en) | Acoustic co2-sensor | |
| JP5938597B2 (en) | Oxygen concentration meter using ultrasonic flowmeter | |
| RU2172953C2 (en) | Device measuring concentration of carbon dioxide in exhaled air | |
| Buess et al. | Design and construction of a pulsed ultrasonic air flowmeter | |
| Tsai et al. | New implementation of high-precision and instant-response air thermometer by ultrasonic sensors | |
| JP2004294434A (en) | Acoustic type gas analyzer | |
| JPH0310157A (en) | Gas-concentration measuring apparatus | |
| US20160334371A1 (en) | Method and device for determining the proportion of molecular oxygen in a respiratory gas by means of sound | |
| RU2187243C2 (en) | Apparatus for measuring carbon dioxide concentration in expired air | |
| Blumenfeld et al. | A mathematical model for the ultrasonic measurement of respiratory flow | |
| RU193583U1 (en) | SPIROMETER | |
| JP6904601B2 (en) | Breath gas analyzer and method | |
| Krumpe et al. | Use of an acoustic helium analyzer for measuring lung volumes | |
| JPS6145480Y2 (en) | ||
| JPH02120660A (en) | Humidity sensor | |
| Folke et al. | End tidal carbon dioxide measurement using an electro acoustic sensor | |
| JPH0158981B2 (en) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20030928 |