本发明涉及一种测量受测者肺功能的方法以及用于实现该测量方法的设备。 对人体和其它动物的肺功能进行测量有多种应用。对患者肺气肿或其它呼吸道疾病的患者，监测肺功能在诊断与研究这两方面都是有用的。它也可以用于监测运动员和妇女的肺活量的功能。这种测量还有各种其它的应用。
在测量肺功能当中，两个有意义的参数是气道阻力（Raw）和肺与胸的顺应性（C1t）。这些参数类似于电阻和电容，并定义一个时间常数τ＝Raw×C1t。过去，用体积描记器测量气道阻力，而用吞咽气球测量肺与胸的顺应性。显然，这是一种既麻烦又笨拙的方法。
本发明的目地在于提供一种测量肺功能的替代方法和设备。
依照本发明监测受测者肺功能的方法包括以下步骤：
将呼吸测定器与受测者的气道以串联方式联接起来;
读取呼吸测定器中第一阻力元件上流与下流的第一次气道压力读数;
插入或取出呼吸测定器中的第二阻力元件，以便受测者气道的总阻力发生变化;
读取呼吸测定器中第一阻力元件上流与下流的第二次气道压力读数;
处理第一次与第二次压力读数，以便分别计算受测者气道的第一和第二特性气流曲线;
由第一与第二气流曲线导出第一与第二时间常数;以及
由第一与第二时间常数计算受测者肺顺应性和气道阻力的数值。
为分别计算出第一与第二气道气流曲线，最好读取多个第一次与第二次气道压力读数。
气道气流曲线最好是气流随时间变化的曲线，由此可导出肺时间常数。
进一步依照本发明的用于监测受测者肺功能的呼吸测定设备包括：
一个用于以串联方式与受测者气道联接的确定机体内管路的机体;
一个管路中的第一阻力元件;
第一阻力元件两侧上与管路相通的在机体上的第一和第二气门;以及
一个可在管路中的一个操作位置和一个非操作位置之间移动的第二阻力元件，在操作位置上，它增加对管路中气流的阻力，在非操作位置上实际不影响管路中的气流。
第一和第二阻力元件可以是带有予定有效孔径尺寸的穿孔板。
第二阻力元件最好能适合于在其非操作位置上从机体中移开。例如，第二阻力元件可释放地安置在机体与管路相交叉的切口中。
机体内的各个气门适合于通过管道或管子与各自的压力敏感器相联接。
机体还适合于气门内或气门附近放置压力敏感器。
无论在哪种情况下，所布置的压力敏感器可以测量通过第一阻力元件的压力差，都可以计算出管路中气流的测量值。
本发明扩展到用于监测受测者肺功能的设备，它包括如上所述的吸收测定设备，并进一步包括：
与机体中的第一和第二气门相通的第一和第二压力敏感器，并布置以便产生与各自的压力读数相应的各自的输出信号;以及
处理装置，
用于接收来自于敏感器的第一组和第二组输出的信号，这些信号是第二阻力装置处在非操作位置和操作位置时的压力读数;用于计算受测者气道的第一和第二特性气流曲线;用于从第一和第二气流曲线求出第一和第二时间常数;以及用于由此计算出肺功能顺应性和气道阻力的数值。
本设备进一步可包括指示装置（如数字的或图形的），用于显示一个或多个被测或被计算数值。
处理装置包括用于放大第一和第二压力敏感器输出的放大器，至少一个模/数变换器，它用于将放大的输出信号变换成数字形式，以及一个用于实现所要求的计算并按要求产生输出或显示信号的微处理器。
图1是按照本发明的呼吸测定设备的分解剖视图;
图2是处于装配状态的图1所示设备的局部剖视图;
图3是结合图1与图2的呼吸测定器的测试肺功能设备的简化示意方块图;
图4是说明用图3的设备计算有关参数的简化图;
图5是说明相对于强制呼气的气道参数的示意图;
图6是说明图3所示设备的处理装置运行的简化流程图;
图7是设备的前置放大器电路的电路图;
图8是设备的微处理器与A/D变换器电路的电路图;以及
图9为设备的触发器与定时器电路的电路图。
附图1和附图2所示的设备是一个经改进的呼吸测定器，它适合于与顺受测者的气道连续的插入，并使两个不同的予定阻力元件顺受测者气道按顺序放置，以便使准确的测量得以进行，能由此计算出肺功能信息。
呼吸测定器有一个机体10，它包括一个入口部分12，一个中央部分14和一个出口部分16，它们一段设计圆形，每一部分有一个圆形的中心孔，因而在机体总体上定义一个中心管状的管路18。机体10的入口部分12和出口部分16具有各自的用于把管道或软管连接到呼吸测定器的管状端20和22。在图2中一个挠性的软管24连接到入口部分12，并插入一个受测者26的口中（示于图3）。典型的是，本呼吸测定器10将形成麻醉回路或比图3所示意的更复杂的测试装置的一部分。
重新参看图1与图2，机体10的入口部分12定义了一个与其内孔同心的圆形座28，它接受一个呈穿孔板形式的阻力元件30，阻力元件30典型地包括一个在其上予定数量与尺寸的穿孔的是金属盘，从而对穿过呼吸测定器管路18的空气流或气体流提供予定等级的阻力。当呼吸测定器的入口部分12与中央部分14如图2所示被紧固在一起时，阻力元件30被夹紧在底座28中的位置上。
在机体的入口部分12和中央部分14中分别形成气门32和34，并终止于联接器36和38，它们具有用于保持挠性管子40和42扩大的头部。气门32和34径向地穿过机体部分12和14伸展到与中心管路18相通。
所形成的呼吸测定器机体的出口部分16具有径向伸展的与管路18交叉的切口44。该切口接受第二阻力元件46，该阻力元件与阻力元件30相似，但在其一个边上有一个翼片48或其它的抓握装置，以便设备操作者能将其抓住并将其插入切口44或从中取出。在图2中展示出第二阻力元件46处在切口44的位置上，因而第一和第二阻力元件与受测者气道按顺序有效地被放置。当第二阻力元件46从切口44中被取出而只有第一阻力元件30保留在患者气道中时，可以看到，插入受测者气道中总的阻力可在相应于只有第一阻力元件30的数值R1与相应于两个阻力元件30和46时的第二数值R1+R2之间改变。
本发明的典型范例中，阻力元件30具有阻力值约为每升、每秒0.35cm H2O，而阻力元件46的阻力值约为每升、每秒1.0cm H2O。
现在参照图3，所示的与图1和图2中的呼吸测定器相联的管子40和42联接到差动压力传感器50。该压力传感器提供与通过呼吸测定器管路18中的第一阻力元件30的压力差成比例的电输出信号。压力传感器50的输出由前置放大器52放大，经过放大的输出信号送到一个模/数（A/D）变换器54上。A/D变换器对压力传感器给出的经放大的输出信号进行数字化，该数字输出信号被加到与只读存储器（ROM）58和随机存取存储器（RAM）60相连的微处理器56上。数字显示器62（或其它显示，如图形显示）被设置成由微处理器56的输出进行驱动或由相连的显示驱动器进行驱动。
图3的电子电路更详细地展示在图7、8和9中，这些图是本发明典型范例中使用电路的电路图。
在图7中，差动压力传感器50是一种型号为LT1014的器件，它连至各自的LM324型运放对U2A，U2B，U2C和U2D，它们相当于图3中的前置放大器52。前置放大器处自经放大的输出信号加到联接器64的1针和2针上，该联接器还用来把电源电路输出的电能馈给压力敏感器和放大器。图9的电路包括一个阀值检测器U5A，它通过包括电阻器R5和电容器C7的差分电路接收图7中前置放大器电路输出。差分电路的输出是一个快速上升的起始电流信号，该信号被阀值检测器U5A成形换相，并加到555型定时器电路U8的触发输入端，它起动定时器电路，该电路进行5秒钟延迟，该延迟时间的选择符合于与被测试的呼气时间最大限度相似。
定时器电路的输出为一正的方波脉冲，它被加到晶体管Q2的基极，晶体管Q2开启，第二晶体管Q1关闭，并产生一个5秒触发信号。
该触发信号通过图8的电路用来触发另一个以555型定时器U7为主组成的振荡器电路，该电路构成适于以200HZ频率运行。该触发信号还对微处理器U1进行触发，微处理器起动A/D变换器U4，并将A/D变换器输出的数字数据存入RAM中。
图4为表示用于受测者气道的两条特性气流曲线图。可以看出，曲线一般具有从初始容量VO向较小容量随受呼气时间而改变的对数衰减。在最上面的曲线中，受测者气道中的气流速率由于第二阻力元件R2的存在而减小，而最下面的曲线则表示由于没有第二阻力元件R2时的快速呼气气流。
当呼吸测定设备与受测者的气道按顺序联接时，由于呼气，通过呼吸测定器的气流导致第一阻力元件30两端出现压力差，以及与该压力差相应的压力传感器50的输出信号，该信号表示穿过气动回路的气流。
依照图6的简化流程图，图3的微处理器56在存储于ROM58中的软件控制之下运行。本设备有两种基本运行方式，一种“被动呼气”方式和一种“强制呼气”方式。首先说明被动呼气方式，压力传感器44和46的压力读数被连续地变换成数字值并馈给微处理器，在几秒钟的时间里微处理器把每个传感器的输出值都存储在数据阵列中。这就有效地存储在图4中所展示的靠上面的和靠下面的曲线。在每种情况下，起动时间t1是确定的，它与0.9×V0相对应。第二时间t2由差值t2-t1＝τ来计算出。肺时间常数τ是图4的图形中V值下降到1/e或其初始值的36.8%所需的时间（以秒计算）。
关系式可表示如下：
τ=t2-t1LlogV1-LlogV2]]>
由已知的关系：
τ＝Raw·C1t
以及呼吸测定器中放置和不放置第二阻力元件时所采取的两次读数可以计算出气道阻力Raw和肺与胸的顺应性C1t。
图3的设备同样可用于强制呼气方式。图5的示意图提供了对应于强制呼气方式下气道参数的指示。在图5中，图形左面的圆形段64代表肺泡囊，它兼有形成弹性元件或肺的顺应性的作用，而这反过来当肺容量增加时而增加肺泡的反弹。在圆形段64右边的狭窄管状段66代表传导气道，而矩形部分68则代表胸部骨架，其右端上的开口70代表张开的嘴。
胸骨架内部的压力向肺泡的外面传导。在呼气期间，肺泡中的压力最大，因为肺泡的反弹压力被附加在胸内压力上。由于嘴处的压力通常为零，压力梯度随气流的开始而产生。
沿传导气道66的某处，气道的内部与外部压力是相同的，此即图中指示的等压力点（EPP）。此点的气道上流永不受压缩，并被称为上流段Ru，而下流段则用Rd来表示。上流段与下流段相对长度的变化取决于胸内压力，但当气流成为有效自主时就有一个固定的关系。在强制呼气期间，随气流开始胸内压力上升而肺容量下降。随气流下降，气流曲线开始分成有效相关的第一部分和有效自主的第二部分，在这种情况下，气流速率不能因胸内压力的增加而增加。实验研究表明，中间第三气流曲线具有与呼气容量呈实质上的线性关系，它相当于当顺应性与阻力的乘积为常数的情况。
设备的软件可把所记录的气流读数积分成容量，并画出气流对容量的曲线。当气流无涌动时，此关系为一直线，其斜率为时间常数。在气流/容量曲线的初始和最终部分常常呈现涌动，可以选择曲线中间的直线部分，以简化所需的计算。这可以目视地用气流/时间曲线的图形显示，或自动显示。
如果增大胸内压力不能引起气流的任何增加，那么就应使Rd的增长率等于胸内压力的增长率。在这种情况下对气流的控制由肺顺应性C1和Ru决定。RuC1乘积是强制呼气时肺的时间常数。这是一个肺功能的重要标志，与阻塞性肺疾病，如哮喘和肺气肿，以及限制性疾病，如肉瘤的严重性线性相关。
在被动呼气方式下，本发明通过在呼气回路中带有两个不同的已知阻力值时记录时间常数曲线（最好是在麻醉状态下的叹气曲线或呼气曲线）来操作。在麻醉期间使用的“监控”方式下，提供每分钟进行修正的C1t×Raw的读数。在“测试”方式下，测量值Raw与C1t分别显示。与设备结合的软件检查测试结果，直至连续测试结果之间的差异小于10%，然后显示被测结果。
在强制呼气方式下，测量C1×RU。这个读数对野外作业和门诊部，例如多数病人需要快速结果的场所，是很有用的。
所描述的方法和设备允许对受测者的气道阻力和肺与胸顺应性进行相对迅速而准确的测量，而无需烦重的、不愉快的操作程序。本设备可方便地做成小型的和便携式的，用于野外作业式手术示教室中。