Патент на изобретение №2172953

(54) УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ КОНЦЕНТРАЦИИ УГЛЕКИСЛОГО ГАЗА В ВЫДЫХАЕМОМ ВОЗДУХЕ

(57) Реферат:

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для диагностики ряда заболеваний. Повышение точности определения концентрации газа в выдыхаемом пациентом воздухе достигается за счет того, что устройство включает 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. Оно 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. Также содержит 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. 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. 5 ил.

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.

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.

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.

Разностный сигнал, вырабатываемый компаратором, преобразуется в постоянное напряжение, являющееся мерой концентрации исследуемого газа в газовой смеси.

Для того, чтобы снизить влияние температуры на скорость распространения УЗ-волн в измерительной камере в аналоге используется температурная компенсация.

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 – отношение удельной теплоемкости газовой смеси при постоянном давлении к удельной теплоемкости при постоянном объеме;
R – универсальная газовая постоянная;
Т – температура в градусах Кельвина;
– молярная масса газовой смеси.

Используя (1), можно показать, что изменение температуры окружающей среды на 1^oC 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 20^oC 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 37^oC) до температуры воздуха в помещении (около 20^oC). 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%.

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.

Одним из показателей распространения ультразвуковых волн в газовой среде является коэффициент поглощения , определяемый как обратная величина того расстояния, на котором амплитуда УЗ-волны уменьшается в e раз. Величина 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.

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 – круговая частота ультразвуковой волны;
– плотность газовой смеси;
– коэффициент сдвиговой вязкости;
– коэффициент объемной вязкости;
– коэффициент теплопроводности;
с – скорость ультразвука;
C_v и C_p – теплопроводность среды при постоянном давлении и объеме соответственно.

В области низких частот величины , и практически не зависят от , и коэффициент поглощения пропорционален квадрату частоты. На высоких частотах коэффициент объемной вязкости 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 – время релаксации,
c₀ – скорость распространения ультразвука при малых частотах ( 1),
c – скорость ультразвука при высоких частотах ( 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):
= _к+_p (4)
Поглощение, связанное со вторым слагаемым, проявляется на частотах, лежащих около релаксационной частоты f_p. Каждый газ характеризуется своей f_p, 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).

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.

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 37^oC 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.

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.

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.

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.

Выходной сигнал второго усилителя поступает также на устройство управления, которое управляет работой генератора импульсов и вызывает формирование новых импульсов, поступающих на излучатель.

Известное устройство характеризуется следующими недостатками.

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.

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.

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.

Задача, решаемая изобретением, – повышение точности определения концентрации газа в выдыхаемом пациентом воздухе.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

Заявляемое изобретение иллюстрируется чертежами.

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.

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.

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 ₀. Кривая 2 соответствует поглощению в смеси CO₂ и азота, причем поглощение на релаксационной частоте f_p в основном определяется CO₂ и равно _co2, 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 f_p определяется как = ₀+_co2. Таким образом, измеряя поглощение газовой смеси на вдохе и выдохе при f_p, 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 f_p, значительно превышает коэффициент поглощения кислорода.

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 37^oC, после чего поддерживает ее постоянной. Контроль за этим процессом осуществляется при помощи датчика температуры 13. После достижения стенками измерительной камеры температуры 37^oC 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.

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.

Зависимость амплитуды принимаемого импульса U от коэффициента поглощения газовой смеси в измерительной камере носит экспоненциальный характер и выражается формулой:
U = U₀e^{–l, (4)
где l – длина пути, проходимого ультразвуковым импульсом;
U₀ – амплитуда излучаемого импульса.}

С учетом равенства = ₀+_co2 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.

Логарифмирующий преобразователь 8 преобразует уровни напряжения на его входах в последовательность импульсов. Начало преобразования инициируется вычислительной схемой 10. Длительностью каждого импульса _i равна:

где U₁ и U₂ – напряжение соответственно на первом и втором входах логарифмирующего устройства в момент преобразования:
A – постоянный коэффициент.

Один из вариантов построения логарифмирующего преобразователя представлен на фиг. 4.

В соответствии с (7) на выходе логарифмирующего устройства 8 после прихода запускающего сигнала с вычислительной схемы 10 формируется импульс с длительностью, равной:
_{i вд}= A(₀l-lnk) – на вдохе,
– на выдохе,
где k – коэффициент усиления усилителя 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 _i некоторой пороговой длительности _n, которая соответствует пороговому коэффициенту поглощения _n, немного превышающему ₀. 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.

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 равной (8) или (9), который преобразуется вычислительной схемой в число в параллельном коде N_i. Постоянно в процессе работы вычислительной схемы из каждого нового отсчета логарифмирующего преобразователя отнимается значение N_ср, которое является результатом усреднения m импульсов, полученных вычислительной схемой после начала вдоха и обновляется в памяти вычислительной схемы после каждого очередного вдоха. В результате вычитания получается значение , пропорциональное коэффициенту поглощения выдыхаемой газовой смеси на выдохе:

Далее из зависимости , которая получена в режиме калибровки ранее и хранится в памяти вычислительной схемы, вычисляется концентрация углекислого газа.

В режиме калибровки при пропускании через измерительную камеру n поверочных газовых смесей с известным содержанием CO₂ можно задать значения координат n точек зависимости . Координаты остальных точек на этой зависимости вычисляются при помощи интерполяции в рабочем режиме. В режиме калибровки вычислительная схема не учитывает структуры дыхания.

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).

На фиг. 5 представлен вариант построения порогового устройства 9. Задний фронт сигнала опроса логарифмирующего устройства запускает ждущий мультивибратор, который генерирует импульс с длительностью _n. 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.

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.

Литература
1. Патент ЕПВ N 430859, кл. G 01 N 29/02, 1991 г.

2. Гершгал Д. А., Фридман В.М. Ультразвуковая аппаратура промышленного назначения. М.: Энергия, 1967, с. 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.

5. Физическая акустика. Под ред. У.Мэзона, пер. с англ., т. 1, ч. А, М.: Атомиздат, 1968, с. 174-178, 181-183, 192.

Формула изобретения

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, отличающееся тем, что оно 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 со вторым выходом генератора, а выход подключен ко 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 со 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 ко входу блока индикаторов.

РИСУНКИ

MM4A Досрочное прекращение действия патента Российской Федерации на изобретение из-за неуплаты в установленный срок пошлины за поддержание патента в силе

Дата прекращения действия патента: 28.09.2003

Извещение опубликовано: 10.03.2005 БИ: 07/2005