ES2577504T3 - Transductor de analizador metabólico - Google Patents

Abstract

Un transductor de la concentración de gas respiratorio de flujo principal y ligero (10) que comprende, en combinación: (a) una carcasa tubular (26) que tiene un canal de flujo de gas respiratorio (32) que se extiende desde un extremo proximal hasta un extremo distal de dicha carcasa; y (b) un módulo detector de CO2 gaseoso por infrarrojos no dispersivo (48) dispuesto en dicha carcasa (26) en alineamiento con el canal de flujo de gas (32), teniendo dicho módulo detector de CO2 un miembro de guía de ondas óptica (34) con un surco abierto arqueado (60) con una pared cóncava, definiendo la pared cóncava el surco abierto y teniendo una superficie reflectante sobre ella y teniendo dicho surco (60) primer y segundo extremos, el primer extremo alineado con una fuente de IR (50) y el segundo extremo alineado con un detector de IR (56), el surco abierto arqueado (60) adaptado para recibir muestras de aire inspirado y espirado procedentes de un sujeto al que está fijado el transductor, produciendo el detector de IR (56) una primera señal eléctrica proporcional a la concentración de CO2 gaseoso en el aire respiratorio inspirado y espirado, en donde el surco abierto (60) define una trayectoria de desplazamiento arqueada de energía óptica entre los primer y segundo extremos

Description

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DESCRIPCION

Transductor de analizador metabolico Antecedentes de la invencion

Campo de la invencion: la presente invencion se refiere, en general, al analisis de gas respiratorio y, mas particularmente, a un transductor de indice metabolico autonomo, de pequeno tamano y ligero, que puede llevarse en una mascarilla facial de un sujeto en reposo o que se esta sometiendo a actividad fisica o incorporarse en un circuito respiratorio.

Descripcion de la tecnica anterior: todos los procesos que tienen lugar en el cuerpo dan como resultado, en ultima instancia, la produccion de calor. La produccion de calor y el consumo calorico o metabolismo pueden verse en un contexto similar. La calorimetria indirecta es un medio practico mediante el cual se mide la produccion de calor para cuantificar el indice o la funcion metabolica.

Toda la produccion de energia o el metabolismo en el cuerpo depende, en ultima instancia, de la utilizacion de oxigeno. La calorimetria indirecta implica medir directamente el consumo de oxigeno (O2) y la produccion de dioxido de carbono (CO2) a traves del analisis cuantitativo del flujo de aire, oxigeno y dioxido de carbono, inspirado y espirado para proporcionar una medida precisa del metabolismo energetico. La medicion de la produccion de energia o el metabolismo a traves de calorimetria indirecta en reposo y durante actividad es usada por facultativos por razones clinicas, por preparadores para medir el rendimiento atletico y por entrenadores para medir los niveles de buena forma fisica. Existen muchas tecnicas de analisis de gas diferentes usadas en la tecnica anterior de calorimetria indirecta, algunas de las cuales estiman solamente el consumo de oxigeno, dado que carecen de la capacidad de medir directamente la produccion de dioxido de carbono que es necesaria para explicar la diferencia de flujo de aire inhalado y exhalado del sujeto. Este enfoque comprometido, muchas veces un intento de reducir el tamano, el peso, el coste y la complejidad del aparato o de sortear los desafios del transporte de gas desde el sujeto al propio sensor da como resultado mala precision y medidas menos repetibles del metabolismo. Ademas, estos metodos abreviados no consiguen explicar las variaciones entre sujetos, dado que dependen de suposiciones realizadas a partir de promediadores de la poblacion.

Se ha conocido durante algun tiempo que el analisis de la respiracion de un sujeto proporciona informacion valiosa respecto a la condicion fisica del sujeto. Las cuatro variables medidas mas habitualmente son: (1) volumen respiratorio; (2) consumo de oxigeno; (3) produccion de dioxido de carbono; y (4) cociente de intercambio respiratorio (REr), que es el cociente de dioxido de carbono producido respecto a oxigeno consumido. Uno de los esfuerzos mas tempranos por llevar a cabo analisis indirecto del indice metabolico implicaba el uso de una llamada Bolsa de Douglas. Una tecnica de analisis metabolico con Bolsa de Douglas implicaba la recogida temporizada del aliento espirado en una bolsa engomada, medir el volumen de gas espirado recogido y analizando la composicion del gas contenido dentro la bolsa engomada para el contenido de O2 y CO2. A continuation, se calcularon los indices metabolicos a partir de los datos obtenidos. La tecnica de la Bolsa de Douglas requeria tiempo, estaba sujeta a errores, y solamente podia realizarse en sujetos relativamente inmoviles en laboratorios bien equipados. Ademas, esta tecnica no era muy adecuada para la medicion de transitorios de corta duration en funciones metabolicas.

Dado que los datos obtenidos a partir del analisis de gas respiratorio son tan valiosos en el diagnostico de disfuncion cardiopulmonar y la evaluation del estado de forma cardiovascular global, se ha dirigido un esfuerzo intenso hacia el desarrollo de analizadores metabolicos automatizados mas sencillos y mas rapidos. El intenso interes en el estado de forma fisica y el ejercicio aerobico, tal como correr, ha ayudado a enfocar esfuerzos adicionales en este campo. Actualmente estan disponibles diversos instrumentos para la determination del volumen total de aire respirado a partir de un sujeto que esta siendo estudiado. Estos dispositivos incluyen espirometros, pletismografos, y neumotacografos. Tambien estan disponibles numerosos instrumentos para determinar el contenido de O2 y CO2 en el gas respirado. Algunas de las tecnicas mas recientes implica el uso de un sensor de oxido de zirconio (ZrO2) discreto y un analizador de gases por infrarrojos no dispersivo (NDIR) para determinar el contenido de CO2. Un analizador metabolico del tipo descrito se desvela en la patente de Estados Unidos 4.463.764 de Anderson, et al. Aunque dichos instrumentos son precisos, son grandes, pesados y requieren calibration frecuente asi como habilidades de manejo especiales. Un instrumento descrito en la patente de Anderson et al., es tan grande que un estante de equipo fijo lo incorpora todo y solamente puede usarse en un entorno clinico o de laboratorio.

La patente de Estados Unidos 5.363.857 de Howard describe un analizador del indice metabolico que tiene un detector de CO2, un detector de O2, una resistencia al flujo, un transductor de presion diferencial, una valvula de medicion accionada por solenoide para producir una muestra volumetricamente proporcional de gas respirado, un regulador de vacio para recibir la muestra, una bomba para atraer la muestra desde el regulador de vacio y un procesador para muestrear periodicamente la senal de presion diferencial para proporcionar una senal de flujo, para modular la potencia aplicada a la valvula dosificadora de flujo accionada por solenoide y para proporcionar una medida del volumen total de gas respirado. El procesador en el analizador de Howard esta programado para correlacionar el volumen total de gas respirado, el contenido de O2 y el contenido de CO2 para proporcionar una medida del indice metabolico.

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Aunque el aparato descrito en la patente '857 de Howard es de tamano reducido en comparacion con el equipo de Anderson anterior y puede llevarse en el cuerpo para aplicaciones ambulatorias, no esta miniaturizado hasta el punto en que pueda ser parte integrante de un conjunto de mascarilla facial, asi como no es capaz de proporcionar un verdadero analisis respiracion por respiracion. Al peso y al volumen del aparato se Howard hay que anadir la dependencia de valvulas de medicion accionadas por solenoide y una bomba electromecanica para mover el gas respiratorio a traves de analizadores de O2 y CO2.

La patente de Estados Unidos 6.955.650 de Mault et al., describe un dispositivo portatil para medir el indice metabolico de un individuo que incluye una trayectoria de flujo de gas respiratorio que contiene una barrera higienica capaz de bloquear un patogeno predeterminado posiblemente presente en gases exhalados. La trayectoria de flujo esta contenida dentro del interior de una carcasa externa e incluye un tubo de flujo que conduce a un caudalimetro y un sensor de oxigeno. El dispositivo incluye ademas una “unidad de calculo” que utiliza las salidas del caudalimetro y el sensor de oxigeno para determinar el indice metabolico. La produccion de dioxido de carbono se calcula en lugar de medirla y esto puede causar imprecisiones significativas al establecer el autentico indice metabolico del sujeto y la autentica utilizacion del sustrato.

Aunque la patente '650 de Mault et al., indica que un sensor de CO2 puede estar incorporado en el dispositivo para medir directamente, en lugar de calcular, las concentraciones de CO2, no ensena como puede configurarse dicho dispositivo para ser suficientemente pequeno y ligero para incorporarlo en un analizador metabolico capaz de ser soportado sobre una mascarilla facial de un sujeto.

El documento US 2004/256560 A1 desvela una configuration optica para uso en un sistema de monitorizacion de gas. El sistema optico usa una lente de apertura numerica elevada que maximiza la captura de rayos de angulo relativamente grande, incrementando de este modo la senal medida en el detector de radiation infrarroja. Una lente de tipo semiesfera esta provista proximal a la fuente de radiacion infrarroja en el sistema de medicion de gas. Para incrementar adicionalmente la senal medida en el detector de radiacion infrarroja y permitir una captura mas eficiente de los rayos de angulo mas grande, se usan materiales que son reflectantes en la banda infrarroja de interes, de modo que las paredes de la celda de muestra actuen como una tuberia luminosa hueca.

El documento US 2007/225612 A1 desvela un sistema para medir un parametro metabolico. El sistema incluye un adaptador de las vias respiratorias integrado capaz de monitorizar cualquier combination de flujo respiratorio, concentration de O2, y concentraciones de CO2, N2O, y un agente anestesico en tiempo real, respiracion por respiracion. El flujo respiratorio se monitoriza con caudalimetros de presion diferencial en diversas condiciones de entrada a traves de configuraciones de sensor mejoradas que minimizan el retardo de fase y el espacio muerto dentro de la via respiratoria. La concentracion de oxigeno molecular puede monitorizarse por medio de tecnicas de atenuacion de luminiscencia. Pueden usarse tecnicas de absorcion de infrarrojos para monitorizar CO2, N2O, y agentes anestesicos.

Por consiguiente, es un aspecto de la presente invencion proporcionar analizadores metabolicos novedosos, no invasivos, ligeros y de pequeno tamano que pueden ser portados por una mascarilla facial llevada por un sujeto o incorporada en un circuito respiratorio y proporcionar de forma precisa senales de salida correspondientes al indice metabolico y al cociente de intercambio respiratorio de un sujeto y la concentracion de gas en tiempo real, respiracion por respiracion.

Otro aspecto mas de la invention es proporcionar un analizador metabolico que incorpore una guia optica ligera y amovible que incorpore tanto una camara de muestra regularizada de canal abierto de detection de CO2 como una placa con orificios para establecer una caida de presion y posterior analisis de flujo usando un transductor de presion diferencial.

Otro aspecto de la invencion es proporcionar un nuevo y mejorado analizador metabolico que pesa en el intervalo de 10 a 3 oz (283 a 85 g) y posiblemente menos de 5 oz (142 g).

Otro aspecto de la invencion es proporcionar un analizador metabolico construido especialmente para uso en un entorno de gimnasio o para uso personal para proporcionar information metabolica basica sobre la cual puede estructurarse una prescripcion de entrenamiento para optimizar la perdida de peso (quema de grasa) o el acondicionamiento cardiorrespiratorio.

Sumario de la invencion

La invencion proporciona un transductor de la concentracion de gas respiratorio ligero de acuerdo con la revindication 1. En el presente documento se describe de forma mas general un transductor para alojar una pluralidad de detectores que incluyen, aunque sin limitarse a, analizadores de gas respiratorio, un sensor de flujo, un sensor de temperatura absoluta, un convertidor de analogico a digital conectado para recibir senales de salida electricas procedentes de los detectores mencionados anteriormente y un circuito microcontrolador acoplado al convertidor de analogico a digital y una fuente de alimentation de bateria, estando todos estos componentes y una fuente de alimentacion de bateria contenidos en una carcasa de tamano pequeno y peso ligero adaptada para estar acoplada de forma operativa a un sujeto cuyo indice metabolico esta siendo medido.

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Tal como se describe en el presente documento, un transductor ligero unitario puede incluir una o mas de las siguientes caracteristicas: (a) una carcasa que tiene un casquillo tubular con una luz central, (b) un sensor de oxigeno montado en la carcasa y expuesto a la luz para producir una primera senal electrica proporcional al oxigeno inspirado y espirado, (c) un sensor de gas por infrarrojos no dispersivo (NDIR) contenido en la carcasa que incluye un canal abierto arqueado que tiene una pared concava con una superficie reflectante sobre ella y primer y segundo extremos, el primer extremo alineado con una fuente de IR y el segundo extremo alineado con un detector de IR para producir una segunda senal electrica proporcional a la concentracion de un gas predeterminado en el aire respiratorio inspirado y espirado que fluye a traves del transductor, (d) un sensor de flujo expuesto al flujo de gas respiratorio en la luz para producir una tercera senal electrica proporcional al flujo de gas respiratorio, el sensor de oxigeno, el sensor de gas por infrarrojos no dispersivo (NDIR) y el sensor de flujo alineados con una trayectoria de flujo de gas respiratorio de flujo principal (“mainstream") a traves de la luz, (e) un convertidor de analogico a digital conectado para recibir la primera, segunda y tercera senales electricas, (f) un circuito microcontrolador acoplado al convertidor de analogico a digital, estando dicho sensor de oxigeno, sensor de gas NDIR, sensores de flujo, convertidor de analogico a digital y circuito microcontrolador contenidos en una carcasa de un tamano y un peso adaptados para estar soporta en la cara de un sujeto cuyo consumo de oxigeno y production de dioxido de carbono deben medirse, (g) un sensor de temperatura absoluta fijado a la estructura de montaje del detector y expuesto al aire respiratorio que pasa a traves del casquillo tubular, pasa por la estructura de montaje del detector y a traves del miembro de guia de ondas optica, (h) un segundo sustrato de circuito impreso que tiene el circuito microcontrolador fijado a el, estando el segundo sustrato dispuesto en un segundo espacio entre la cubierta externa y el casquillo tubular de la carcasa, (i) una fuente de alimentation dispuesta en la carcasa y acoplada de forma operativa al convertidor de analogico a digital y el circuito microcontrolador, (j) un transmisor inalambirco dispuesto en la carcasa y acoplado al circuito microcontrolador para enviar valores calculados de consumo de oxigeno y produccion de dioxido de carbono a un servidor remoto, y (k) un canal de entrada de datos en serie en el microcontrolador adaptado para recibir senales de frecuencia cardiaca procedentes de un sensor externo de frecuencia cardiaca por un enlace de comunicacion inalambrico.

Tal como se describe en el presente documento, un transductor de la concentracion de gas respiratorio ligero puede incluir una o mas de las siguientes caracteristicas: (a) una carcasa tubular que tiene un canal de flujo de gas respiratorio que se extiende desde un extremo proximal hasta un extremo distal de dicha carcasa, (b) un modulo detector de gas NDIR dispuesto en dicha carcasa en alineamiento con el canal de flujo de gas, teniendo dicho modulo detector un miembro de guia de ondas optica con un surco abierto arqueado con una pared concava, teniendo la pared concava una superficie reflectante sobre ella y teniendo dicho surco primer y segundo extremos, el primer extremo alineado con una fuente de IR y el segundo extremo alineado con un detector de IR, el surco abierto adaptado para recibir muestras de aire inspirado y espirado procedentes de un sujeto al que esta fijado el transductor, (c) un sensor de oxigeno montado sobre el modulo detector y expuesto a gas respiratorio que fluye a traves del canal de flujo de gas, (d) un sensor de flujo en la carcasa para medir el caudal de volumen del flujo de gas respiratorio a traves del canal de flujo, (e) un dispositivo de medicion de la temperatura y un sensor de presion barometrica fijado a la carcasa, (f) una fuente de alimentacion de CC dispuesta en la carcasa tubular para proporcionar energia a la fuente de IR, el detector de IR, el sensor de oxigeno y el sensor de temperatura, y (g) un microcontrolador dispuesto en la carcasa y conectado a la fuente de IR, el sensor de IR, el sensor de oxigeno, el sensor de temperatura, la fuente de alimentacion de CC, el sensor de flujo y el sensor de presion barometrica para calcular el consumo de oxigeno y produccion de dioxido de carbono del sujeto respiration por respiration.

Tal como se describe en el presente documento, un transductor de analizador metabolico puede incluir una o mas de las siguientes caracteristicas: (a) una carcasa capaz de acoplarse a una mascarilla facial y ser llevada comodamente por un sujeto, (b) un sensor analogico ubicado dentro de la carcasa, (c) un microcontrolador ubicado dentro de la carcasa capaz de recibir entradas procedentes del sensor analogico y calcular la produccion de CO2 por el sujeto, (d) una fuente de energia ubicada dentro de la carcasa acoplada de forma operativa al microcontrolador, (e) un sensor de O2 ubicado dentro de la carcasa, (f) un transmisor inalambirco ubicado dentro de la carcasa, (f) un analizador de gas respiratorio dentro de la carcasa, (g) un sensor de flujo dentro de la carcasa, (h) un sensor de temperatura absoluta dentro de la carcasa, y (i) un convertidor de analogico a digital capaz de recibir entradas procedentes de cualquiera de los sensores dentro de la carcasa.

Tal como se describe en el presente documento, un sistema transductor de analizador metabolico puede incluir una o mas de las siguientes caracteristicas: (a) un transductor de analizador metabolico capaz de detectar y calcular la produccion de CO2 por un sujeto, (b) una mascarilla facial para acoplar de forma operativa el transductor de analizador metabolico al sujeto, (c) una interfaz del usuario acoplada de forma comunicativa al transductor de analizador metabolico, (d) un ergometro, (e) una conexion inalambrica que acopla de forma comunicativa el transductor de analizador metabolico con la interfaz del usuario, (f) un dispositivo de conexion inalambrico alojado en el transductor de analizador metabolico para acoplar de forma comunicativa el transductor de analizador metabolico con la interfaz del usuario, (g) un sensor alojado por el transductor de analizador metabolico para detectar CO2, y (h) un microcontrolador alojado en el transductor de analizador metabolico capaz de recibir entradas procedentes del sensor de CO2.

En el presente documento tambien se describe un metodo de fabrication de un transductor de analizador metabolico que puede incluir una o mas de las siguientes etapas: (a) moldear una cubierta de plastico externa que tiene una

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pared inferior, una pared superior y una pared lateral que une la pared superior a la pared inferior y que define una camara hueca donde la pared inferior y la pared superior incluyen, cada una, una abertura dispuesta en el centro, (b) colocar una estructura de montaje del detector en la camara hueca, teniendo la estructura de montaje del detector una base con una abertura central alineada concentricamente con las aberturas en la pared superior y la pared inferior y con un casquillo tubular que se proyecta hacia fuera de la base, (c) insertar un miembro de guia de ondas optica dentro de dicho casquillo tubular, teniendo el miembro de guia de ondas optica una pared lateral tubular y una base que contiene dicho canal abierto arqueado y un orificio de una forma y tamano predeterminados en la base, y donde una parte de la pared lateral tubular del miembro de guia de ondas optica se extiende a traves de la abertura en la pared superior, (d) insertar un sensor de oxigeno para producir una primera senal electrica proporcional al oxigeno inspirado y espirado en la abertura central, (e) fijar un sensor de gas NDIR a la estructura de montaje del detector, incluyendo el sensor de gas NDIR dicho canal abierto arqueado, teniendo dicho canal una pared concava con una superficie reflectante sobre ella y primer y segundo extremos, el primer extremo alineado con una fuente de IR y el segundo extremo alineado con un detector de IR para producir una segunda senal electrica proporcional a la concentracion de un gas predeterminado en aire respiratorio inspirado y espirado que fluye a traves del orificio, (f) fijar un sensor de flujo a la estructura de montaje del detector, produciendo el sensor de flujo una tercera senal electrica proporcional a una caida de presion en todo dicho orificio, el sensor de oxigeno, sensor de gas NDIR y el sensor de flujo alineados con una trayectoria de flujo de gas respiratorio de flujo principal, (g) acoplar un convertidor de analogico a digital a la estructura de montaje del detector, el convertidor de analogico a digital conectado para recibir las primera, segunda y tercera senales electricas, y (h) acoplar un circuito microcontrolador a la estructura de montaje del detector, el circuito microcontrolador acoplado al convertidor de analogico a digital, dicho sensor de oxigeno, sensor de gas NDIR, sensores de flujo y convertidor de analogico a digital.

Tambien se describe un metodo de fabricacion de un transductor de la concentracion de gas respiratorio ligero que puede incluir una o mas de las siguientes etapas: (a) moldear una carcasa tubular que tiene un canal de flujo de gas respiratorio que se extiende desde un extremo proximal hasta un extremo distal de dicha carcasa, (b) colocar un modulo detector de gas NDIR en dicha carcasa en alineamiento con el canal de flujo de gas, teniendo dicho modulo detector un miembro de guia de ondas optica con un surco abierto arqueado con una pared concava, teniendo la pared concava una superficie reflectante sobre ella y teniendo dicho surco primer y segundo extremos, el primer extremo alineado con una fuente de IR y el segundo extremo alineado con un detector de IR, el surco abierto adaptado para recibir muestras de aire inspirado y espirado procedentes de un sujeto al que esta fijado el transductor, (c) montar un sensor de oxigeno sobre el modulo detector y exponerlo al gas respiratorio que fluye a traves del canal de flujo de gas, (d) formar un orificio en una base del miembro de guia de ondas optica para medir una caida de presion en toda dicha base debido al flujo de gas a traves de dicho orificio, (e) fijar un dispositivo de medicion de la temperatura y un sensor de presion barometrica a la carcasa, (f) insertar una fuente de alimentacion de CC en la carcasa tubular para proporcionar energia a la fuente de IR, el detector de IR, el sensor de oxigeno y el sensor de temperatura, (g) insertar un microcontrolador en la carcasa, y (h) conectar el microcontrolador a la fuente de IR, el sensor de IR, el sensor de oxigeno, el sensor de temperatura, la fuente de alimentacion de CC, el sensor de flujo y el sensor de presion barometrica para calcular el consumo de oxigeno y produccion de dioxido de carbono del sujeto respiracion por respiracion.

Tal como se describe en el presente documento, un metodo de medicion de un indice metabolico de un sujeto puede incluir una o mas de las siguientes etapas: (a) medir CO2 con un sensor analogico ubicado dentro de una carcasa acoplada a una mascarilla facial, (b) recibir entradas procedentes del sensor analogico en un microcontrolador y calcular la produccion de CO2 por el sujeto, el microcontrolador ubicado dentro de la carcasa, (c) alimentar el sensor analogico y el microcontrolador con una fuente de energia ubicada dentro de la carcasa acoplada de forma operativa al microcontrolador y al sensor analogico, (d) medir el O2 con un sensor de O2 ubicado dentro de la carcasa, (e) transmitir los valores fisiologicos medidos del sujeto con un transmisor inalambirco ubicado dentro de la carcasa, (f) transferir valores fisiologicos del sujeto a un dispositivo remoto mediante una conexion inalambrica, (g) que mide el flujo de aire con un sensor de flujo ubicado dentro de la carcasa, (h) medir el aire respirado procedente del sujeto con un analizador de gas respiratorio ubicado dentro de la carcasa, (i) medir la temperatura con un sensor de temperatura absoluta ubicado dentro de la carcasa, (j) poner a cero un transductor de flujo durante cada respiracion, (k) poner a cero el CO2, (I) ajustar el alcance de O2 respiracion por respiracion, (m) corregir una senal de O2 procedente del flujo para dar una salida de O2 compensada en presion, y (n) aumentar la senal de O2 para proporcionar mediciones respiracion por respiracion en tiempo real y eliminacion de la deriva de CC.

Descripcion de los dibujos

Las anteriores caracteristicas, aspectos y ventajas de la invencion se volveran evidentes para los expertos en la materia a partir de la siguiente descripcion detallada de una realizacion, especialmente cuando se considera junto con los dibujos adjuntos en los que numeros similares en las varias vistas se refieren a partes correspondientes:

La figura 1 es una vista en perspectiva del transductor de analizador metabolico fabricado de acuerdo con la

presente invencion y con su tapa retirada para mostrar la construction interior;

La figura 2 es una vista en despiece ordenado del dispositivo de la figura 1;

La figura 3 es una vista en perspectiva de la carcasa del detector de la figura 2;

La figura 4 es una vista en perspectiva del bloque termico de la figura 2;

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La figura 5 es una vista inferior de la guia optica de la figura 2;

La figura 6 es una vista lateral con la cubierta externa retirada que muestra la colocacion de la placa de circuitos analogica y la placa de circuitos digital en el bloque detector de la figura 2;

La figura 7 es un diagrama de bloques de los circuitos electronicos empleados en la implementacion de la presente invencion;

La figura 8 es un diagrama de bloques adicional que ilustra las etapas de procesamiento de senales y computacional ejecutadas por el microcontrolador materializado en el transductor de analizador metabolico de la presente invencion; y

La figura 9 es una vista en perspectiva de un sistema transductor de analizador metabolico en una realizacion de la presente invencion.

Descripcion de la realizacion preferida

La siguiente descripcion se presenta para permitir a un experto en la materia hacer uso de las ensenanzas de la presente invencion. Diversas modificaciones a las realizaciones ilustradas seran facilmente evidentes para los expertos en la materia, y los principios genericos en el presente documento pueden aplicarse a otras realizaciones y aplicaciones sin alejarse de las ensenanzas de la presente invencion. Por lo tanto, las ensenanzas de la presente invencion no pretenden estar limitadas a realizaciones mostradas, sino que debe acordarse el alcance mas amplio coherente con los principios y caracteristicas desveladas en el presente documento. La siguiente descripcion detallada debe leerse con referencia a las figuras, en las que elementos similares en diferentes figuras tienen numeros de referencia similares. Las figuras, que no son necesariamente a escala, representan realizaciones seleccionadas y no pretenden limitar el alcance de las ensenanzas de la presente invencion. Los expertos en la materia reconoceran que los ejemplos proporcionados en el presente documento tienen muchas alternativas utiles y estan dentro del alcance de las ensenanzas de la presente invencion.

Con referencia en primer lugar a la figura 1, se indica generalmente mediante el numero 10 una realizacion del transductor de analizador metabolico de la presente invencion en su forma ensamblada, pero con su tapa retirada de modo que puedan verse partes internas. Se ve que este comprende una cubierta o carcasa de plastico moldeada externa 12 de una seccion transversal de forma algo hexagonal que tiene tres caras laterales ligeramente redondas 14 separadas por tres caras planas 16. La cubierta 12 tiene una base 18 de una dimension de grosor predeterminada fijada a ella.

Con referencia a continuation a la figura 2, puede verse que esta provista en el miembro de base 18 una abertura circular dispuesta en el centro 20 para recibir un difusor de flujo de multiples aberturas (no mostrado) que promueve un flujo generalmente laminar a los gases respiratorios. La base tambien incluye un par de ranuras 22 adaptadas para recibir baterias recargables 24 en su interior. Tal como se explicara con mas detalle a continuacion, las baterias proporcionan una fuente de tension para circuitos electronicos y otros componentes electricos que componen el transductor 10.

La cubierta 12 esta disenada para contener una carcasa del detector indicada generalmente mediante el numero 26 mostrado con mas detalle en la figura 3. La carcasa del detector comprende una parte de plastico moldeada disenada especialmente para contener un sensor de oxigeno, un sensor de presion diferencial y un sensor de dioxido de carbono, todos los cuales estan disenados para encajar dentro de los confines de la cubierta de plastico moldeada 12. Mas particularmente, la carcasa del detector 26 tiene una base plana y lisa 28 con un contorno periferico para encajar estrechamente en la superficie interna de las paredes 14 y 16 de la cubierta 12.

Formado de una pieza con y soportado sobre la base 28 de la carcasa del detector 26 hay un miembro de casquillo 30 que tiene una cavidad cilindrica 32 adaptada para recibir un miembro de guia optica 34 en su interior. Proyectandose radialmente desde la pared que define la cavidad 32 hay una prolongacion similar a un bloque 36 que tiene una abertura circular 38 formada a su traves y que conduce a la cavidad 32. La abertura 38 esta dimensionada para recibir en su interior un sensor de O2 40. Formada en una pared terminal del miembro de casquillo cilindrico 30 hay una abertura 39 que conduce a la parte anterior de la cavidad 32.

El sensor de oxigeno 40 preferentemente comprende una celula de combustible galvanica, aunque tambien pueden usarse otros tipos de sensores de oxigeno. Los sensores de oxigeno galvanicos son absolutos, asi que una salida de cero el igual al 0 % de oxigeno lo que es una ventaja en la calibration. El aumento proporciona tiempos de respuesta del orden de 150 milisegundos para un cambio de etapa del 90 %. Los sensores tambien son comparativamente de bajo coste. Como aprecian los expertos en la materia, un sensor de oxigeno de celula galvanica es una bateria de metal/aire limitada por difusion. El oxigeno en una muestra de gas se difunde a traves de una barrera de difusion en la celula y alcance el electrodo del catodo. En este caso, se reduce a iones hidroxilo que, a su vez, pasan a traves de un electrolito para oxidar un anodo metalico. Una corriente, proporcional a la velocidad de consumo de oxigeno, se genera cuando el circuito catodo/anodo se completa, funcionando la celula en lo que es virtualmente un estado de cortocircuito. Dado que la velocidad a la que el oxigeno alcanza un catodo esta limitada por la barrera de difusion, la corriente de la celula esta en funcion directa de esta velocidad. Esto, a su vez, esta en funcion directa de la concentration de oxigeno en la muestra. Un sensor alternativo seria uno que usa atenuacion de fluorescencia pulsada. Este tipo de sensor es naturalmente muy rapido, muy pequeno y ligero y

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preciso. Un emisor de luz azul pulsada hace que una pelicula polimerica emita fluorescencia. Los fluoroforos excitados se reducen en intensidad y duracion del pulso por la cantidad de oxigeno presente conocida como atenuacion. La concentracion de ox^geno es directamente proporcional al efecto de atenuacion. El sensor de ox^geno 40 es expuesto a la corriente de gas respiratorio que fluye a medida que un sujeto inhala y exhala.

Otra realizacion permite un sensor de oxigeno de atenuacion de fluorescencia pulsada. Cuando se expone un revestimiento polimerico especifico a un pulso de luz azul, la fluorescencia o fluoroforos excitados colisionan con las moleculas de oxigeno presentes. Esto da como resultado una atenuacion de la intensidad fluorescente y una reduccion de su duracion. Este efecto es directamente proporcional a la concentracion de oxigeno presente. La medicion se consigue comparando la intensidad y duracion del pulso azul saliente con la fluorescencia resultante. Dado que este efecto es virtualmente instantaneo, los sensores producen tiempos de respuesta de unos pocos milisegundos. Los revestimientos polimericos no son permanentes, lo que significa que los sensores tienen una vida util pero no perpetua. Este tipo de detector rendiria bien en un transductor de analizador metabolico llevable.

Continuando con la referencia a la figura 2, el sensor de oxigeno 40 es mantenido en su lugar mediante un fino disco circular 42 cuando se inserta en un surco en forma de C 44 formado en la pared del bloque 36.

Aun con referencia a las figuras 2 y 3, se vera que la carcasa del detector 26 tiene una ranura 46 que se extiende hacia dentro desde la periferia externa de una superficie de pared vertical. Esta ranura 46 esta adaptada para recibir un miembro de bloque termico 48 en el. Una vista en perspectiva del miembro de bloque termico 48 se ilustra en la figura 4 del presente documento. Perforaciones 50 y 51 estan formadas hacia dentro de una parte de bloque 52 del dispositivo 48 y cada una esta adaptada para contener una fuente de energia infrarroja, tal como una bombilla incandescente u otra fuente de IR, en su interior. En proximidad relativamente cercana a la perforacion 50 hay una perforacion adicional 54 en la que esta dispuesto un sensor o detector de infrarrojos 56. Tal como se describira adicionalmente, la combinacion de la fuente de IR ubicada en la perforacion 50 y el detector de IR 56, cuando esta apropiadamente orientado con respecto a una camara de muestra arqueada abierta en un lado que tiene paredes reflejadas, comprende un sensor de dioxido de carbono por infrarrojos no dispersivos (NDIR). No se requieren elementos opticos de enfoque, reduciendo de este modo el consumo de energia.

El miembro de guia optica 34 preferentemente comprende un tubo cilindrico de pared fina de plastico no conductor termicamente, ligero y moldeado que tiene tres recortes o ventanas dispuestas simetricamente. Solamente dos de dichas ventanas 56, 58 son visibles en la vista en despiece ordenado de la figura 2. Extendiendose hacia dentro desde las tres ventanas y formados en la base 66 del miembro de guia optica 34 hay rebajes de trayectoria abierta generalmente semicirculares 60 y estos rebajes tienen, cada uno, un perfil de pared, concavo, arqueado como en 62 en la figura 2 dispuesto entre bordes abruptos superior e inferior. Debido a esta construccion, es decir, la camara de muestra optica con sus bordes abruptos, existe un rapido lavado de gases respiratorios normales que pasan a su traves a su eje de conduccion de energia. Esta superficie concava esta dotada de un revestimiento de oro altamente pulido muy fino (1000 A), tal como puede proporcionarse mediante deposicion por vapor, pulverizacion ionica o depositando electroquimicamente una fina capa del metal altamente reflectante sobre las superficies expuestas. Aunque pueden usarse otros materiales, el oro es util debido a su cualidad de inerte, baja absorcion de IR, y resistencia al deslustrado

Cuando el miembro de guia optica 34 se coloca apropiadamente en el casquillo 32 de la carcasa del detector 26, un extremo de una de las tres guias de luz reflectantes 62 esta alineada con la fuente de IR 50 en el bloque termico 48 y otro extremo del mismo canal de luz arqueado reflectante es directamente adyacente al sensor de IR 56. Mientras que solamente uno de los tres canales de luz arqueados disponibles se usa de una vez en la implementacion de un sensor de CO2 NDIR, los otros dos proporcionan simetria al miembro de guia 30 y tambien permiten sustitucion de una camara de muestra reflectante limpia si la que esta en uso se ensucia, simplemente haciendo girar al miembro 34 en su casquillo para alinear un canal limpio con la fuente y el detector de IR. Tambien se contempla que las camaras de muestra, en caso contrario de repuesto, puedan usarse para detectar otros gases traza si se usan fuentes y detectores de longitud de onda apropiados, junto con ellas. Ademas, es util para el diseno el revestimiento muy fino sobre el sustrato no conductor termicamente, lo que permite cierta absorcion de energia de IR y calentamiento localizado concomitante de la capa de oro que minimiza la condensacion y el enturbiamiento de la superficie reflectante. Los afilados bordes abruptos de los rebajes arqueados ayudan al llenado rapido y la eliminacion de gases respiratorios de la una o varias camaras de muestra durante los ciclos de inspiracion y espiracion.

En una realizacion adicional, la deteccion de infrarrojos puede mejorarse con respecto a la estabilidad y la amplificacion de senales mediante el uso de un detector doble. El detector puede consistir en dos soldaduras calientes de pilas termicas 49 referenciadas a una unica soldadura fria. Interceptando la energia que golpea cada soldadura caliente puede haber dos filtros de paso de banda opticos 47 y 53 de diferentes longitudes de onda. Uno esta a la longitud de onda de interes, 4,26 micrometros para CO2, y el otro a una longitud de onda que es de densidad neutra y seria insensible a cualesquiera otros gases en la muestra. En la mayoria de los casos, la frecuencia central del filtro es de 3,92 micrometros. Las soldaduras calientes del detector son nominalmente de 0,0025" (0,0635 mm) cuadrados y 0,06" (1,524 mm) separadas de centro a centro. El detector puede montarse como con un unico detector cerca de la emision de energia desde la guia y con la soldadura de deteccion y el filtro

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estando justamente desplazado del eje central de la energia que se emite desde la guia hacia el borde curvo externo de la gma cuando mira hacia abajo. El filtro de densidad neutro y la soldadura caliente estarian “en el interior” y todavia en el haz de ene^a.

Esta realization puede permitir que se obtenga una senal diferencial y efectos debidos a la temperatura, cambios en la emision de energia de banda ancha a traves de la gma y la emisividad de la fuente son cancelados en gran medida. Dado que el detector de pila termica 49 es un dispositivo de detection de temperatura, es vulnerable a los cambios de temperatura causados por los elevados flujos a traves de la carcasa del detector, estando esta montada en dicha proximidad cercana. Puede conseguirse estabilidad de primer orden usando la senal procedente del termistor incorporado por la soldadura fria del detector para permitir compensation o control de la temperatura. El detector de referencia proporciona una compensacion mucho mas sensible para potenciar adicionalmente la senal. Dado que estos dos detectores estan compartiendo una fuente de energia, existe cierta reduction de intensidad de la senal en comparacion con la conseguida con un unico detector. Sin embargo, los beneficios obtenidos mediante senales de rechazo de modo comun permiten una amplification incrementada sin un incremento del ruido o la deriva.

El nuevo sistema metabolico esta disenado para funcionar en condiciones ambiente extremas por la naturaleza de su tamano y portabilidad. El sistema de deteccion esta expuesto, por lo tanto, a fluctuaciones de temperatura bastante dramaticas durante la respiration de inspiration y espiracion, lo que incrementa la necesidad de elevada estabilidad del detector.

Un beneficio anadido del detector doble es que permite un metodo alternativo para monitorizar los niveles ambiente del CO2 durante la inspiracion. La resolution extra conseguida a estos niveles bajos permite senales que se distinguen facilmente de deriva nula. Dado que la longitud de la guia optica permite una buena resolucion a estos niveles debido a la ley de Beer-Lambert, pequenos cambios en la calibration del alcance tienen poco o ningun efecto sobre la intensidad de la senal.

La figura 5 es una vista inferior del miembro de guia optica 34. En este caso, puede verse una abertura trilobulada dispuesta simetricamente 64 formada a traves de una pared inferior 66 del miembro de guia optica 34. La abertura trilobulada 64 esta dispuesta simetricamente con respecto a los rebajes semicirculares 60. Cuando el miembro de guia de luz 34 esta situado dentro de la cavidad 32 de la carcasa del detector, su miembro de base 66 esta dispuesto a medio camino entre puertos de deteccion de presion 68 y 70 (figuras 2). Tal como se ve en la figura 6, tubos de plastico cortos 72 y 74 se extienden desde los puertos 68 y 70 hasta los puertos de entrada de un sensor de presion diferencial en estado solido 76, que esta disenado para proporcionar una senal de salida electrica proporcional a la caida de presion en toda la abertura 64 a medida que se hace fluir a los gases respiratorios a traves de la abertura 20 en la base de la cubierta externa a traves del casquillo 32 de la carcasa del detector 26 y a traves de la abertura trilobulada 64. El sensor de presion diferencial empleado se basa en tecnologia de semiconductor piezorresistivo para proporcionar una senal de salida electrica no lineal (linealizada mas tarde en el microcontrolador 104) proporcional al diferencial de presion medida y puede comprender un sensor de tipo All Sensors (5 pulgadas D1-MV) o un equivalente del mismo.

Al implementar la presente invention, el exceso de calor procedente de las fuentes de luz infrarroja contenidas en las perforaciones 50 y 51 del bloque termico 48 es conducido a los dos puertos de conexion 68 y 70, elevando su temperatura hasta unos pocos grados por encima de la ambiente. Se ha descubierto que esto previene la condensation y, por lo tanto, elimina el bloqueo de los puertos en los que, de lo contrario, surge humedad en el aliento espirado. Ademas, los puertos de captation de presion en lados opuestos de la abertura 64 estan compuestos por sinterizados de polietileno de 35 micrometros que tienen un revestimiento hidrofobo. Esto impide la perdida de senal procedente de un exceso de humedad y/o condensacion bloquee la transferencia de presion al transductor de presion 76.

Se apreciara a continuation, el rebaje semicircular alineado en sus extremos con la fuente de IR y el detector de IR sirve como camara de muestra de CO2 y como placa con orificios para establecer una caida de presion y posterior analisis de flujo, mediante el sensor de presion diferencial. La capacidad de desmontarla de la guia optica 34 permite no solamente la limpieza de las guias de luz semicirculares mediante lavado, sino que tambien permite la sustitucion de una guia optica que tiene un orificio critico de tamano diferente 64 para acomodar intervalos de flujo elevado o bajo especiales.

Aun con referencia a la figura 6, pueden verse primera y segunda placas de circuito impreso 78 y 80 dispuestas en el borde y descansando sobre la base 28 de la carcasa del detector y haciendo tope con las superficies planas verticales del mismo. La placa de circuito impreso 78 incluye los circuitos analogicos asociados con el sensor de oxigeno 40, el detector de dioxido de carbono NDIR, y el sensor de silicio de presion diferencial 76. Tambien montados sobre la placa de circuito impreso 78 hay un sensor de silicio de presion barometrica, un sensor de humedad relativa opcional, y un sensor de temperatura absoluta. El sensor de temperatura puede comprender normalmente un elemento semiconductor, por ejemplo, un LM61 disponible de National Semiconductor, Inc. Otros sensores de temperatura tambien pueden usarse.

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La placa de circuito impreso 80 esta acoplada a la placa de circuito impreso 78 mediante un miembro de cable plano flexible 82. Dispuesto sobre la placa de circuito impreso 80 hay un convertidor de analogico a digital, un chip controlador basado en un microprocesador junto con circuitos de fuente de alimentacion derivados de las baterias 24. Las placas impresas, cuando se montan en la carcasa del detector, son capaces de encajar dentro de la cubierta externa 12. Una tapa 84 (figura 2) encaja sobre el miembro de guia de luz cilindrica 34 y esta fijado de forma amovible en relacion de cobertura con respecto a la cubierta externa 12.

Debido a la manera en la que los varios sensores estan fisicamente dispuestos alrededor de la carcasa del detector 26 y que el uso de una camara de muestra esta abierto a un flujo de gases respiratorio de flujo principal, no es necesario proporcionar tubos de muestra con lentes opticas que salen del canal de flujo principal hasta diversos sensores y una bomba para hacer circular las muestras de gas respiratorio hasta los sensores como en los enfoques de flujo lateral (“side streaming’) de la tecnica anterior. Por lo tanto, no existe tiempo de latencia entre una respiracion dada y una senal del detector basada en la respiracion. Esto obvia la necesidad de correlacionar el flujo medido con las senales detectadas de O2 y CO2, como en los analizadores metabolicos de la tecnica anterior.

Habiendo descrito la construccion mecanica del transductor de analizador metabolico, a continuacion se dirigira la atencion a los circuitos electronicos y, a este respecto, se hara referencia a los diagramas de bloques esquematicos de las figuras 7 y 8.

La presente invencion proporciona un transductor de analizador metabolico completo, llevable, de baja potencia (menos de 0,5 vatios), de bajo coste que funciona con procesador, que proporciona datos precisos y continuos a pacientes en un respirador o, en el otro extremo, a individuos implicados en entrenamiento atletico, puesta en forma general y perdida de peso. Estos datos incluyen, aunque sin limitarse a, el consumo de oxigeno (VO2), la produccion de dioxido de carbono (VCO2), la frecuencia cardiaca, el gasto calorico tanto para grasas como para carbohidratos asi como datos maximos para atletas de talla mundial implicados en entrenamiento de competicion. Los datos se generan en tiempo real y pueden cargarse y procesarse, mediante un sitio web interactivo, o visualizarse a nivel local, mediante una PDA (asistente digital personal) o dispositivo similar.

Tal como ya se ha descrito anteriormente, el transductor de analizador metabolico de la presente invencion comprende cinco circuitos de deteccion (y un sexto opcional) ubicados fisicamente alrededor de un canal pasante central para los fines de medir el indice metabolico respiracion por respiracion en sujetos, mediante calorimetria indirecta. En la figura 7, los cinco circuitos de deteccion necesarios para medir el indice metabolico incluyen, de forma precisa, un sensor de temperatura del gas 90, un detector de dioxido de carbono 92, un sensor de oxigeno 94, sensores para medir el volumen de ventilacion que incluyen sensor de presion diferencial 96 y sensor de presion barometrica 98. Un sensor de humedad opcional 100 tambien puede incorporarse. Las salidas de estos diversos sensores se aplican, mediante circuitos amplificadores buffer, cada uno marcado como "X" en la figura 7, que permiten ajuste de compensacion y ganancia opcional para los varios sensores. Como aprecian aquellos familiarizados con las tecnicas de procesamiento de senales, los dispositivos sensores tienen comunmente una tension de compensacion de CC sobre la que ira montada la senal de interes y es general es necesario eliminar la compensacion antes de que tenga lugar la amplificacion, asi que solamente se amplifique la senal de interes.

Las salidas de los circuitos tampon son alimentadas al interior de un convertidor de analogico a digital 102, que funciona para digitalizar las senales de salida del sensor ajustadas en compensacion y ganancia alimentadas al microcontrolador 104, mediante un bus 106.

El microcontrolador 104 puede comprender un microcontrolador ATMEL AT91 SAM7S ARM, pero tambien pueden usarse otros microcontroladores de circuito integrado. Este se usa para almacenar los ajustes de compensacion para los sensores individuales y estos pueden alimentarse sobre el bus 106 a un convertidor de digital a analogico 108 para producir las autenticas senales de control analogicas a los circuitos amplificadores de modo que, cuando el analizador se inicia, los valores por defecto almacenados para los ajustes de compensacion y ganancia se volveran disponibles para los amplificadores.

El microcontrolador 104 preferentemente incluye una clavija de entrada digital de canal en serie 110 a la que se le suministra informacion sobre frecuencia cardiaca desde un electrodo en contacto con el cuerpo por medio de un enlace inalambrico representado por el bloque 112 en la figura 7. Los resultados computados procedentes del microcontrolador pueden presentarse directamente en un cable USB 114 a un ordenador personal 116 o por medio de conexion inalambrica por “Bluetooth” representada mediante el bloque 118.

Las baterias 24 (figura 2) son preferentemente de tipo recargable y estan conectadas a traves de un cargador 120 hasta un enlace de distribution de potencia 122 conectado a tension de CC de suministro hasta el microcontrolador 104, los amplificadores (X), el convertidor de analogico a digital 102, el convertidor de digital a analogico 108, los sensores, y a una memoria PROM borrable electricamente. La conexion directa al PC 116 conecta con los circuitos de carga de la bateria 120, mediante el puerto USB en el PC, y proporciona la energia requerida. Software dentro de la memoria del microcontrolador 104 supervisa la gestion de energia para controlar el cargador y para controlar la energia que sale a los varios circuitos accionados por la fuente de alimentacion de CC 122. Las rutinas de gestion de energia / bateria se usan para minimizar el drenaje de la bateria entrando en un “modo de reposo” si el sistema

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esta inactivo.

Valores de calibracion para el sensor de CO2 y el sensor de O2 estan adaptados para ser almacenados en una memoria flash 124 y, analogamente, resultados de ensayo calculados en una persona pueden almacenarse en una memoria EEPROM 126 montada en la placa de circuito impreso digital 80 de la figura 6.

Tal como se ha mencionado anteriormente, la fuente de IR en la perforacion 50 (figura 4) es normalmente una bombilla de luz incandescente de bajo vataje (menos de aproximadamente 500 mW) es capaz de emitir luz infrarroja en un espectro al que el detector de IR 56 es sensible. Se hace que la luz atraviese una de las tres guias de luz abiertas semicirculares 62 que contienen gas respirado y, dado que el CO2 en el gas respirado absorbe la luz infrarroja, una senal proporcional a la concentracion de CO2 en el gas respirado se produce en la salida del detector de CO2 92. La curvatura arqueada incrementa la longitud de la trayectoria, y mejora la sensibilidad del detector de CO2. Tal como ya se ha mencionado anteriormente, aunque solamente se usa una trayectoria arqueada de este tipo como en 62 en cualquier momento dado, las otras proporcionan simetria a la trayectoria de flujo a traves del dispositivo 10 y para garantizar mediciones de presion diferencial mas fiables por el sensor 96. Tambien, al tener trayectorias redundantes, haciendo girar simplemente el miembro 34 (figura 2), una nueva trayectoria arqueada puede tener sus puntos finales alineados con la fuente y el sensor de IR, es decir, sustituyendo a una que posiblemente se ha vuelto contaminada y menos reflectante de la luz.

Los sistemas de flujo principal necesitan procedimientos de recalibracion frecuentes y precisos, dado que funcionan en un entorno en el que la filtracion, el control de temperatura y presion, la supresion de vibracion y choque no son una opcion. Muchos ensayos pueden durar hasta treinta minutos, por lo tanto es necesario llevar a cabo calibraciones sin interrupcion del flujo principal de informacion.

Tal como se describe en la solicitud de patente de Howard et al., N.° de serie 11/899.335, presentada el 5 de septiembre de 2007 y titulada “Gasless Calibration of Metabolic analyzer transducer", puede emplearse el metodo usado para calibrar los sensores de O2 y CO2. En el metodo, en el momento de la configuration de fabrica, la lampara que comprende la fuente de CO2 esta atenuada para producir el mismo cambio en la salida del detector que resulta cuando se hace fluir un gas de ensayo de una concentracion conocida de CO2. Esto permite la calibracion automatica de la salida del detector de CO2 en el campo, sin necesidad de tener a mano un gas de calibracion o una celula de referencia. En su lugar, una constante, indicativa de una disminucion de tension aplicada a la fuente de la lampara correspondiente a la absorcion de IR producida mediante un gas de ensayo conocido establecido en la fabrica, se almacena en la memoria 124 y se emplea en el momento de las calibraciones de campo. La calibracion en tiempo real del sensor de CO2, usando el tiempo de inspiration ambiente en el que se produce la autocalibracion, permite que se ajuste el alcance del detector de CO2 en cada respiration para corregir la deriva procedente de variaciones de temperatura y contamination de la guia de luz. La puesta a cero tambien se consigue en cada respiracion a tasas de ventilation bajas de hasta 60 respiraciones por minuto.

En funcionamiento, los tres principales sistemas de detection, de flujo (mediante presion diferencial), oxigeno y dioxido de carbono tienen todos una dependencia de interrelation. Sus tiempos de respuesta relativos y su atenuacion pueden alinearse para dar una integration significativa de las concentraciones de gas espirado.

Debido a esta dependencia, se puede empezar el procedimiento de calibracion en algun punto, y en la presente invention, se empieza con la senal de dioxido de carbono. Independientemente de su calibracion, estos sensores producen una forma de onda al final de la espiracion durante la fase espirada, seguida por una inversion inmediata de la senal al inicio de la inspiracion debido al flujo entrante del aire ambiente sobre el sensor. Obviamente la fase inspirada ya ha comenzado en el momento en que el sensor experimenta este cambio de senal y este periodo de tiempo esta en funcion de:

1) El volumen aguas abajo del sensor

2) La frecuencia de inspiracion

3) La constante temporal de los sensores

4) La constante de difusion de los gases espirado e inspirado.

Esto puede reducirse a un sencillo calculo que predice el retardo de tiempo en milisegundos de la respuesta del sensor al punto de cruce real entre flujo espirado e inspirado o flujo nulo. Esta informacion permite un metodo de puesta a cero del flujo del sensor de presion. Sin embargo, proporciona un punto muy preciso para determinar cuando los sensores de oxigeno y de dioxido de carbono han sido lavados completamente con aire ambiente entrante. En este punto, puede ajustarse el alcance del sensor de oxigeno y el sensor de CO2 ponerse a cero.

A partir del momento del cambio de la senal de CO2 en funcion de la frecuencia de repetition de la respiracion, este punto puede determinarse de forma precisa. Al estar el punto basado en el tiempo, esta afectado por la frecuencia respiratoria dado que en reposo (12 RPM) el retardo de tiempo seria del orden de 2,5 segundos. A la inversa, a 60 RPM, el retardo de tiempo seria solamente de 0,5 segundos. La frecuencia de repeticion de la respiracion es proporcionada por el sensor de flujo.

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La medicion del volumen se consigue midiendo la caida de presion en toda la base 66 de la guia optica 34 que contiene el orificio critico 64. El controlador basado en microprocesador 104 calcula una salida que es proporcional a la raiz cuadrada de la senal procedente del transductor de presion diferencial 96 y es lineal con respecto al flujo.

Sin limitacion, un sensor de temperatura LM 61 puede usarse en la implementacion del sensor de temperatura 90 para medir la temperatura del gas inspirado/espirado. El consumo de oxigeno y el suministro de dioxido de carbono estan estandarizados a temperatura estandar (0 °C), presion barometrica a nivel del mar (101,3 KPa (y gas seco (STPD))). La deteccion de la humedad emplea un sensor opcional 100 que puede usarse para calcular valores de oxigeno ambiente durante una secuencia de calibracion. El oxigeno ambiente (20,93 % seco) esta en funcion directa de la temperatura y la humedad absoluta.

El convertidor A/D de 12 bits 102 proporciona resolution de los valores de oxigeno y dioxido de carbono a +/- 0,01 % y ventilation por minuto que varia entre 2 y 140 litros con una resolucion mejor de 0,1 litros.

El conjunto descrito de este modo de la carcasa y todos sus componentes internos pesa menos de 5 onzas (142 g) y tiene un volumen de aproximadamente 50 pulgadas cubicas (819 cm3). Por lo tanto, puede fijarse de forma amovible a una mascarilla facial que cubre la nariz y montarse usando un fijador de gancho y bucle de Velcro o acoplamiento de tipo boton entre botones de montaje vertical en el miembro de base 18 y ojales en las mascarilla facial.

Volviendo a continuation a la figura 8, se ilustra por medio de un diagrama de bloques las etapas de procesamiento de senales y computacionales ejecutadas por el microcontrolador 104. La section “ANAL6GICO” a la izquierda de la linea discontinua vertical corresponde al lado derecho de la figura 7 que muestra los varios sensores/detectores y las diferentes senales que llegan al microcontrolador mediante el convertidor A/D 102. La mayoria de las senales del sensor digitalizadas requieren un “cero”, es decir, un ajuste de compensation. Por ejemplo, comenzando con el sensor de oxigeno 94 en la figura 8, a continuacion poniendo a cero en el bloque 130, la siguiente funcion realizada por el procesador del microcontrolador es el “aumento” (bloque 132), que es basicamente una rutina de extrapolation donde la pendiente de la senal de entrada es examinada y se realiza una estimation de donde llegara la senal, basandose en la inclination de la pendiente. Dicho de otro modo, cuanto mas abrupta sea la pendiente de la senal, la rutina de aumento termina calculando un O2 mas elevado y entonces, a medida que la senal de O2 se acerca a su punto maximo, la pendiente comienza a caer y se vuelve el valor leido,

Afectando tambien a la operation de aumento hay una operation de compensacion de temperatura 134. La etapa de compensacion de temperatura toma el valor procedente del sensor de temperatura absoluta 90 para realizar un ajuste a la lectura de concentration de oxigeno basandose en la temperatura medida.

Para el sensor de oxigeno, puede suponerse una concentracion de oxigeno ambiente basada en la humedad y la temperatura. A partir de la humedad relativa y la temperatura, puede establecerse la humedad absoluta, como un porcentaje de la ambiental. Sabiendo que el 20,93 % es la concentracion de oxigeno del aire seco, puede establecerse la concentracion de oxigeno real. El sensor de oxigeno tiene un cero absoluto asi que una vez que se ha establecido el alcance, este detector lineal proporciona analisis de oxigeno precisos. Sin embargo, la respuesta del sensor de oxigeno es inherentemente demasiado lenta para seguir los cambios en el oxigeno vistos en el aliento espirado y para reaccionar al cambio de oxigeno durante la fase inspirada que tiene una constante temporal (T90) de 400 milisegundos. La respuesta de la senal de oxigeno aumenta, por lo tanto, usando un algoritmo de primera derivada a partir de la expresion:

V —v

= > k

At

Esto proporciona una respuesta a T90 del orden de 150 milisegundos. El sensor de oxigeno de celula galvanica usado es un sensor de presion parcial, de modo que el efecto de la presion sobre las concentraciones de oxigeno, expresadas como un porcentaje, puede corregirse. El analizador de la presente invention es un dispositivo de flujo principal, el sensor de oxigeno es expuesto directamente a la respiration y la caida de presion en toda la placa con orificios, que se usa para medir el flujo, proporciona una medicion de la presion en el catodo del sensor de O2. A medida que el sensor de O2 se monta en la placa con orificios, la presion real es la presion diferencial dividida por 2. Para compensar el cambio del oxigeno, el siguiente factor de correction de la presion se determina con la siguiente ecuacion:

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Pcor = Factor de correccion de la presion

Donde: pa = Presion ambiente

Pa = Caida de presion en todo el oficio

Antes de que se use esta correccion, puede ralentizarse para equipararse a la respuesta del sensor, de modo que la correccion pueda llevarse a cabo. Esta “ralentizacion” se consigue usando una red RC digital. La expresion para esta correccion es:

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At

RC + At

y« ^ax,+ (\-a)x

Una vez que la correccion se ha llevado a cabo, la senal de ox^geno puede aumentarse tal como se ha descrito anteriormente.

Otro factor que incluye en la etapa de aumento 132 se basa en los ajuste de cero y de alcance del detector de CO2 92. En funcionamiento del dispositivo de la presente invencion, la senal de CO2 tiene un tiempo de respuesta mas rapido en comparacion con el O2. Por lo tanto, se ha descubierto conveniente para desarrollar el aumento para el muso apropiado de factores de calibracion que hacen referencia al tiempo de respuesta del sensor de CO2.

El detector de dioxido de carbono se pone a cero en el punto en la fase inspirada tal como se ha descrito anteriormente cuando el aire ambiente esta presente. El nivel de CO2 en el aire ambiente tiene un gran efecto sobre la senal, especialmente dado que la salida no lineal definida por la ley de Beer-Lambert acentua este efecto a niveles de CO2 medios mas elevados. El nivel ambiente se establece atenuando la fuente de IR en dos niveles. Uno representativo de CO2 al 5 % y el otro de CO2 al 0,1 %. El nivel de salida conseguido a la equivalencia de CO2 al 5 % se normaliza a un valor por defecto almacenado por el microcontrolador 104. Este valor por defecto se establecio con un nivel ambiente real de 1000 ppm de CO2 (0,1 %) en el momento de la configuracion de fabrica. La diferencia en el cambo de salida entre los dos niveles de atenuacion esta en funcion directa del alejamiento de la linealidad causado por un nivel ambiente distinto del 0,1 % y se puede calcular el nivel real. La linea extendida a traves de este valor proporciona el verdadero cero del sensor. Dado que los niveles ambiente cambian lentamente, este valor se aplica en cada punto inspiratorio durante un ensayo.

Debido a la contaminacion de la guia optica, la oclusion en la ventana del detector o variacion de la temperatura, es necesario ajustar el alcance del detector de dioxido de carbono cada pocas respiraciones. Esto se consigue atenuando inmediatamente las fuentes equivalentes a un cambio del CO2 al 5 % en el cambio de senal al final de la forma de onda al final de la espiracion y leyendo la lectura de CO2 real en el punto establecido previamente al final de la fase inspiratoria. Comparar esto con el valor por defecto en RAM y corregir cualesquiera cambios en la presion atmosferica permite que la senal de CO2 sea ajustada en alcance. La atenuacion de la fuente y su retorno a niveles operativos normales requiere normalmente 800 milisegundos. El aumento de potencia de la fuente controlandola manualmente a los dos niveles requeridos rebaja este tiempo a 400 milisegundos. Este metodo minimiza la interrupcion del flujo de datos aunque puede esperarse alguna imprecision de lectura en la respiracion que sigue inmediatamente a esta rutina.

La temperatura de la caja del detector de CO2 puede permanecer estable mientras se mide la salida de tension. Cualquier cambio de temperatura de la caja causara un cambio en la salida del detector independientemente de la intensidad de la luz suministrada a traves de la trayectoria de luz optica. Dado que la fuente de infrarrojos y el detector estan en proximidad cercana e instalados en una carcasa de aluminio comun 48, el bloque de aluminio es calentado por la fuente y es transferido a la caja del detector. Atenuar la fuente reduce la temperatura suministrada a la caja del detector de CO2 junto con la intensidad de luz suministrada a traves de la guia optica. Esto reduce eficazmente la tension de salida del detector debido a dos causas independientes. Esto causa un error cuando se intenta medir solamente el cambio de intensidad de la luz. Para fijar la salida de tension, se ha inventado un metodo para contrarrestar el cambio de temperatura causado atenuando la fuente. Especificamente, se usa una segunda fuente de infrarrojos que no forma parte de la trayectoria optica, pero que ha sido instalada junto a la fuente primaria. La fuente primaria calienta como un subproducto de la luz creada y calienta eficazmente la caja del detector de CO2. Cuando la fuente primaria se atenua y la potencia total suministrada se reduce, la segunda fuente se enciende para garantizar que la potencia total suministrada es equivalente. El resultado neto es calor equivalente proporcionado a la caja de CO2 incluso cuando la fuente primaria se atenua. Esto permite detectar solamente el cambio de intensidad de la luz suministrada al detector a traves de la guia optica.

Un metodo alternativo es proporcionar calibracion en tiempo real coincidente con el flujo de datos. Esto se consigue aplicando una oscilacion de 50 Hz a una fuente de bajo vataje disenada especialmente y midiendo los valores pico a pico de la salida del detector. La fuente de IR (bombilla o emisor) solamente atrae 30 ma y tiene una constante temporal a alta velocidad. El detector puede ser un paquete TO18 con una constante temporal tipica de 12 milisegundos. Los cambios en este valor de pico a pico, despues de la correccion para la presion, en comparacion con el valor por defecto, permiten la calibracion instantanea de la senal. El aumento de potencia de la fuente y el aumento de primera derivada del detector maximizan la respuesta a la senal. Vease la figura 8. Este es un metodo de calibracion muy potente, dado que elimina cambios en la salida en el transcurso de la respiracion, lo que puede deberse a la condensacion en la guia de luz u oclusion debida a saliva, etc.

Despues del aumento, se realiza una funcion de ajuste de alcance en la senal de CO2. Vease el bloque 136. Tal como se refleja en la figura 8, la operacion de ajuste del alcance del oxigeno depende de la temperatura, la humedad relativa y un “activador inspirado” que se requiere porque el O2 tanto inspirado como espirado son de interes. Es conocido, con el aire inspirado, que la concentracion de oxigeno esta nominalmente al 20,93 % en seco pero a continuacion se calcula en funcion de la humedad relativa, permitiendo que el aliento inspirado garantice que una senal detectada vuelva a bajar hasta su valor inicial. El valor de oxigeno aumentado y ajustado en ganancia se

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integra a continuacion (cuadro 138) para dar la fraccion de ox^geno espirado (FEO2).

El microcontrolador 104 esta programado para ejecutar la llamada “Transformacion de Haldane" con lo que la concentracion de O2 inspirado se multiplica por el cociente de N2 espirado respecto a inspirado, conduciendo al calculo del volumen de ox^geno inspirado. Este toma los valores tanto de oxigeno como de dioxido de carbono y termina calculando la cantidad de oxigeno que se consume. Vease el bloque 140 en la figura 8.

A continuacion se considera el procesamiento de senales que tiene lugar en la senal de dioxido de carbono. Una operacion de puesta a cero, que tiene en cuenta la compensation de temperatura, un cambio debido a atenuacion de la fuente y un activador inspirado, permite una puesta a cero precisa y para un aliento inspirado, la concentracion de CO2 es baja. En la realization del “alcance” en la senal de CO2 (cuadro 142), la fuente de IR se atenua una cantidad conocida, tal como se ha explicado anteriormente, permitiendo un recalculo del factor de alcance. Integrar la cantidad ajustada en alcance (cuadro 144) produce la production de dioxido de carbono total para una respiration dada (cuadro 146).

Dado que la integridad de la senal de flujo es vital para mediciones metabolicas precisas, la puesta a cero automatica del transductor de presion diferencial es muy util, dado que cambios pequenos en cero crean un gran error en el alineamiento de la forma de onda para integration de las senales de oxigeno y CO2. Todos los sensores de presion tienen una pequena cantidad de deriva debido a la temperatura y a que se esta usando la raiz cuadrada de la senal, las tensiones con las que se trata son muy pequenas. Los transductores son compensados para cambios de temperatura y se anade compensacion adicional leyendo la temperatura ambiente y anadiendo correction adicional basada en ella. Incluso asi cierta correction de la puesta a cero es necesaria en ensayos largos o cuando el entorno es extremo o cambiante. Para detectar cuando el flujo esta verdaderamente a cero, el valor de CO2 al final de la espiracion se usa como un punto cuando hay una inversion del flujo y se aplica una correccion a cero en la siguiente respiracion. Esto supone que no se ha producido ningun cambio fisiologico fundamental de una respiracion a la siguiente.

Un metodo alternativo que usa la microfonia inherente del sensor de presion como una ventaja se describira a continuacion. Los transductores extensiometricos soldados emplean un diafragma de silicio muy fino que se flexiona con la presion. Cuando se ejerce una presion positiva o negativa sobre la membrana, el ruido, que puede ser introducido sobre el diafragma desde fuentes externas, tales como la voz humana, vibration, flujo de viento, etc., se reduce a un minirno. Sin embargo, en el punto de reposo este nivel de ruido se incrementa. Monitorizando y filtrando los niveles de ruido de pico a pico, el ruido asociado con la condition de flujo nulo puede aislarse. Ajustar el cero de modo que este ruido este distribuido igualmente a ambos lados proporciona una novedosa manera de poner a cero el transductor de presion. El ruido se mide en “recuentos”. Los cambios de alcance en este tipo de sensor de presion son despreciables y, por lo tanto, no es necesario calibrarlos.

Considerando a continuacion el sensor de (flujo) presion diferencial 96, una operacion de puesta a cero tiene lugar en primer lugar en el bloque 148 con el activador inspirado proporcionando un ajuste dinamico para deriva o similar en el sensor 96. La senal puesta a cero apropiadamente se somete a continuacion a una operacion de raiz cuadrada 150 operativa para convertir la medicion de presion diferencial en un valor de flujo. La operacion de ajuste de alcance 152 proporciona un multiplicador para obtener un valor de salida correcto sobre el que opera el buffer de alineamiento de flujo 154 permitiendo que el CO2 y el O2 se alineen apropiadamente con el flujo respiracion por respiracion.

Se hace mention de los sensores de presion barometrica, temperatura y humedad. Todos estos tres desempenan un papel fundamental en mejorar y corregir el rendimiento de los sensores de flujo, CO2 y oxigeno. Los dispositivos mencionados anteriormente son inherentemente estables y, si se usan con instrumentos amplificadores de calidad no tienen ninguna deriva de cero o alcance de por vida.

El sensor de presion barometrica 98 junto con una integracion de la senal de flujo (cuadro 156) se usa para desarrollar volumen saturado a la presion y temperatura corporal (cuadro 158). A partir de esto, puede calcularse el volumen a la temperatura corporal saturado con vapor de agua (bloque 160) dando la ventilation por minuto del sujeto (VE).

El valor calculado de fraccion de O2 espirado (FEO2) a partir del bloque 138 cuando se somete a transformacion de Haldane (bloque 140) y se multiplica por el volumen en seco a temperatura y presion estandar (STPD), da el volumen de O2 absorbido en una respiracion dada a STPD. El factor de correccion de STPD aplicado al bloque 162 da el consumo de oxigeno VO2 en litros/minuto. Del mismo modo, aplicar la correccion de STPD al calculo reflejado por el bloque 146 da el valor de produccion de CO2 (VCO2).

La presente invention proporciona en primer lugar un transductor de analizador metabolico suficientemente pequeno y ligero para llevarlo como adjunto a una mascarilla facial tal como se describe en la patente de Estados Unidos 6.718.982 y tiene un sensor de CO2 NDIR que mide de forma precisa la concentracion de CO2 en el aire espirado respiracion por respiracion en un sujeto que se esta sometiendo a un entrenamiento fisico.

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Con referencia a la figura 9, se muestra una vista en perspectiva de un sistema transductor de analizador metabolico en una realizacion de la presente invencion. Un sistema transductor de analizador metabolico se muestra generalmente en 200, que tiene un ergometro 202, un sujeto 204, una mascarilla facial 206 que se acopla a un transductor de analizador metabolico 10 y una interfaz del usuario 208.

El ergometro 202 puede ser casi cualquier dispositivo que incremente el metabolismo del sujeto. El ergometro 202 puede ser una cinta de correr tal como se muestra en la figura 9 o una maquina eliptica, una maquina de escaleras, una bicicleta estatica o no, o incluso una piscina. Ademas, se contempla totalmente que el ergometro 202 no seria necesario. Por ejemplo, el transductor de analizador metabolico 10 seguiria funcionando bien si el sujeto 204 saliera a correr sin una cinta de correr.

La mascarilla facial 206 puede estar adaptada para llevarse en la cara de un sujeto cubriendo la nariz y la boca del sujeto. Formada a traves de la dimension de grosor de la mascarilla 206 hay una abertura a traves de la cual puede insertarse el transductor 10. La abertura esta situada para alinearse con la boca del sujeto cuando las mascarilla 206 se lleva puesta. Para proporcionar soporte al transductor 10, se ha descubierto conveniente utilizar una arandela de caucho blando estirada para recibir la superficie externa del transductor 10 a traves de la abertura central de la misma y cuyo diametro externo forma un ajuste de juego nulo con la abertura formada en la mascarilla 206. Como alternativa, para proporcionar un soporte mas rigido para el transductor 10 en ciertas aplicaciones, una tira de plastico flexible se inserta entre dos capas de material de la mascarilla. Esta tira de plastico soporta una placa de interfaz a la que una placa con tres bobinas en el transductor 10 se fija firmemente. Las tres bobinas, una de las cuales esta en un PCD diferente proporciona la orientacion correcta del transductor.

La mascarilla facial 206 puede estar formada de fibras de Lycra™ tejidas como una tela Spandex, que le permiten estirarse y adaptarse estrechamente al contorno de la cara del sujeto con muy poco, si hay alguno, espacio muerto entre la superficie interna de la mascarilla facial 206 y la cara del sujeto. Para hacer que la mascarilla facial 206 se adapta mejor al puente de la nariz del sujeto, se ha descubierto conveniente proporcionar una pinza metalica maleable blanda sujeta a la mascarilla.

Se observa que la mascarilla facial 206 puede soportar facilmente al transductor 10 debido al tamano (por ejemplo, menos de 10 pulgadas cubicas) y peso (por ejemplo, entre 10 y 3 oz. y con suerte menos de 5 oz.) del transductor. Tal como se ha descrito anteriormente con mas detalle, el transductor de analizador metabolico 10 es un transductor de analizador metabolico de flujo principal pequeno, ligero y no invasivo que proporciona senales de salida correspondientes al cociente de intercambio respiratorio de un sujeto en tiempo real, respiracion por respiracion.

La interfaz del usuario 208 puede ser casi cualquier interfaz que visualice informacion transmitida a y por el dispositivo de conexion inalambrica 118 o a traves de conexion directa al PC 116 a traves de una conexion inalambrica. La interfaz del usuario 208 puede ser un PC tal como se muestra en la figura 9 o la interfaz del usuario 208 puede ser una PDA (asistente digital personal), un telefono movil, reloj, o cualquier dispositivo capaz de comunicacion utilizando tecnologia Bluetooth™ u otras redes inalambricas similares (por ejemplo ANT™). La informacion metabolica transmitida desde el transductor 10 puede presentarse a traves de interfaz grafica del usuario tal como se muestra en la figura 9. Presentando la informacion en un telefono movil, PDA, u otro dispositivo electronico pequeno, el sujeto 206 es capaz de ver una salida respiracion por respiracion de sus variables metabolicas. Esto permitiria al sujeto probar y dar el maximo en un entrenamiento o incluso una evaluation de su salud.

Por lo tanto, se desvelan realizaciones del transductor de analizador metabolico. Un experto en la materia apreciara que las ensenanzas de la presente invencion pueden ponerse en practica con realizaciones diferentes de las desveladas. Las realizaciones desveladas se presentan para fines de ilustracion y no de limitation, y las ensenanzas de la presente invencion estan limitadas solamente por las reivindicaciones a continuacion.

Claims (14)

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   REIVINDICACIONES

   1. Un transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero (10) que comprende, en combinacion:

   (a) una carcasa tubular (26) que tiene un canal de flujo de gas respiratorio (32) que se extiende desde un extremo proximal hasta un extremo distal de dicha carcasa; y

   (b) un modulo detector de CO2 gaseoso por infrarrojos no dispersivo (48) dispuesto en dicha carcasa (26) en alineamiento con el canal de flujo de gas (32), teniendo dicho modulo detector de CO2 un miembro de guia de ondas optica (34) con un surco abierto arqueado (60) con una pared concava, definiendo la pared concava el surco abierto y teniendo una superficie reflectante sobre ella y teniendo dicho surco (60) primer y segundo extremos, el primer extremo alineado con una fuente de IR (50) y el segundo extremo alineado con un detector de IR (56), el surco abierto arqueado (60) adaptado para recibir muestras de aire inspirado y espirado procedentes de un sujeto al que esta fijado el transductor, produciendo el detector de IR (56) una primera senal electrica proporcional a la concentracion de CO2 gaseoso en el aire respiratorio inspirado y espirado, en donde el surco abierto (60) define una trayectoria de desplazamiento arqueada de energia optica entre los primer y segundo extremos.
2. 2. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero (10) de la reivindicacion 1 y que incluye, ademas, un sensor de oxigeno (40) montado sobre el modulo detector (48) y expuesto al gas respiratorio que fluye a traves del canal de flujo de gas para producir una segunda senal electrica proporcional al oxigeno inspirado y espirado.
3. 3. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 2 y que incluye, ademas, un sensor de flujo (76) en la carcasa para medir el caudal de volumen de flujo de gas respiratorio a traves del canal de flujo y producir una tercera senal electrica proporcional al caudal de volumen de flujo de gas respiratorio a traves del canal.
4. 4. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 3 y que incluye, ademas, un dispositivo de medicion de la temperatura (90) y un sensor de presion barometrica (78) fijado a la carcasa tubular (26).
5. 5. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 4 y que incluye, ademas, una fuente de alimentacion de CC (24) dispuesta en la carcasa tubular (26) para proporcionar energia a la fuente de IR (50), el detector de IR (56), el sensor de oxigeno (40) y el sensor de temperatura (90).
6. 6. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 5 y que incluye, ademas, un microcontrolador (104) dispuesto en la carcasa y conectado para recibir la primera, segunda y tercera senales electricas, una senal del sensor de temperatura y una senal procedente del sensor de presion barometrica (78) para calcular el consumo de oxigeno del sujeto y la produccion de dioxido de carbono respiracion por respiracion.
7. 7. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 6 y en el que dicho microcontrolador (104) incluye un canal de comunicacion en serie que comprende un transceptor (118) dispuesto en dicha carcasa para comunicacion con un ordenador remoto.
8. 8. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 6, en el que el microcontrolador controla la intensidad de la fuente de IR.
9. 9. El transductor de la concentracion de gas respiratorio de flujo principal y ligero de la reivindicacion 1, en el que la superficie reflectante comprende una fina pelicula de oro depositada sobre la pared concava.
10. 10. El transductor respiratorio de flujo principal y ligero de acuerdo con la reivindicacion 3, en el que dicha carcasa comprende:

    (a) una cubierta externa (12) que tiene una primera pared (84), una segunda pared (18) y una pared lateral (14, 16) que une la primera pared a la segunda pared y que define una camara hueca y donde la segunda pared (18) y la primera pared (84) incluyen, cada una, una abertura dispuesta en el centro (20);

    (b) una estructura de montaje del detector (26) contenida en la camara hueca, teniendo la estructura de montaje del detector una base (28) con una abertura central (32) alineadas concentricamente con las aberturas (20) en la primera pared (84) y la segunda pared (18) y con el casquillo tubular (32) que se proyecta hacia fuera de la base; y

    (c) en el que el miembro de guia de ondas optica (34) esta dimensionado para encajar dentro de dicho casquillo tubular (30), teniendo el miembro de guia de ondas optica una pared lateral cilindrica y una base, conteniendo la pared lateral cilindrica dicho surco abierto arqueado (60) y teniendo la base un orificio (64) de una forma y un tamano predeterminados, y donde una parte de la pared lateral cilindrica del miembro de guia de ondas optica se

    extiende a traves de la abertura de la primera pared (84).
11. 11. El transductor respiratorio de flujo principal y ligero de acuerdo con la reivindicacion 10, en el que el surco abierto arqueado (60) incluye la superficie reflectante y esta expuesto al aire respiratorio que se hace fluir a traves de la

    5 abertura (20) de la segunda pared (18).
12. 12. El transductor respiratorio de flujo principal y ligero de acuerdo con la reivindicacion 10, en el que el sensor de oxigeno (40) comprende una celula de combustible galvanica que esta dispuesta en un soporte (38) unido al casquillo tubular (30) de la estructura de montaje del detector (26) y esta expuesta al aire respiratorio que se hace

    10 fluir a traves de la abertura (20) de la segunda pared (18).
13. 13. El transductor respiratorio de flujo principal y ligero de acuerdo con la reivindicacion 10, en el que el sensor de flujo (76) incluye un sensor de presion electronico dispuesto de forma operativa en lados opuestos de dicha base del miembro de guia de ondas optica (34) y configurado para medir una caida de presion a lo largo de toda la base

    15 debido al flujo de aire a traves del orificio (64) de la base del miembro de guia de ondas optica (34).
14. 14. El transductor respiratorio de flujo principal y ligero de acuerdo con la reivindicacion 10 y que incluye, ademas, un sensor de temperatura absoluta (90) fijado a la estructura de montaje del detector (26) y expuesto al aire respiratorio que pasa a traves del casquillo tubular, pasada la estructura de montaje del detector y a traves del

    20 miembro de guia de ondas optica (34).