JPH0767856A - 代謝分析装置および代謝率分析装置 - Google Patents
代謝分析装置および代謝率分析装置Info
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- JPH0767856A JPH0767856A JP6120168A JP12016894A JPH0767856A JP H0767856 A JPH0767856 A JP H0767856A JP 6120168 A JP6120168 A JP 6120168A JP 12016894 A JP12016894 A JP 12016894A JP H0767856 A JPH0767856 A JP H0767856A
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- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/483—Physical analysis of biological material
- G01N33/497—Physical analysis of biological material of gaseous biological material, e.g. breath
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
- A61B5/02055—Simultaneously evaluating both cardiovascular condition and temperature
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- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
- A61B5/083—Measuring rate of metabolism by using breath test, e.g. measuring rate of oxygen consumption
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- A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
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- A61B5/7242—Details of waveform analysis using integration
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 手で持ち運び可能であり且つ測定精度の良い
代謝率分析装置を提供する。 【構成】 代謝率分析装置１０は、ＣＯ2 検出器３０
と、Ｏ2 検出器３１と、流量絞り３８と、差圧変換器４
０と、体積が比例した呼吸ガスのサンプルを生成するた
めのソレノイド作動型計量弁３３と、サンプルを受け取
るための真空調圧器３４と、真空調圧器３４からサンプ
ルを引き込むためのポンプ３５と、プロセッサ３６とを
具備する。プロセッサ３６は、流量信号を提供するた
め、計量弁３３に印加される電力を調節するため、及び
呼吸ガスの全体積の測定値を提供するために差圧信号を
周期的にサンプリングする。プロセッサ３６は、代謝率
の測定値を与えるように呼吸ガスの全体積とＯ2 含量と
ＣＯ2 含量との相関をとる。
代謝率分析装置を提供する。 【構成】 代謝率分析装置１０は、ＣＯ2 検出器３０
と、Ｏ2 検出器３１と、流量絞り３８と、差圧変換器４
０と、体積が比例した呼吸ガスのサンプルを生成するた
めのソレノイド作動型計量弁３３と、サンプルを受け取
るための真空調圧器３４と、真空調圧器３４からサンプ
ルを引き込むためのポンプ３５と、プロセッサ３６とを
具備する。プロセッサ３６は、流量信号を提供するた
め、計量弁３３に印加される電力を調節するため、及び
呼吸ガスの全体積の測定値を提供するために差圧信号を
周期的にサンプリングする。プロセッサ３６は、代謝率
の測定値を与えるように呼吸ガスの全体積とＯ2 含量と
ＣＯ2 含量との相関をとる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は全体的にガス分析技術に
関し、特に新規な代謝率分析装置（ｍｅｔａｂｏｌｉｃ
ｒａｔｅ ａｎａｌｙｚｅｒ）に関する。本発明は、
Charles P.Howardによって１９９３年２月２２日に出願
された「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔ
ｅ Ａｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の同時係属米国特
許出願第０８／０２０，６６３号の一部継続出願であ
る。この米国特許出願第０８／０２０，６６３号は、Ch
arles P.Howardによって１９９２年８月２９日に出願さ
れた「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ
Ａｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の現在放棄された米国
特許出願第０７／７５１，５５０号の継続出願である。
この米国特許出願第０７／７５１，５５０号は、Charle
s P.Howardによって１９９０年５月２２日に出願された
「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ Ａ
ｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の米国特許第５，０６
０，６５６号の分割出願である。本発明はまた、Charle
s P.Howardによって１９９１年８月２９日に出願された
「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ Ａ
ｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の米国特許第５，１１
７，６７４号に関係する。上述の米国特許第５，０６
０，６５６号の開示は、参照されることによって本明細
書に組み込まれる。
関し、特に新規な代謝率分析装置（ｍｅｔａｂｏｌｉｃ
ｒａｔｅ ａｎａｌｙｚｅｒ）に関する。本発明は、
Charles P.Howardによって１９９３年２月２２日に出願
された「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔ
ｅ Ａｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の同時係属米国特
許出願第０８／０２０，６６３号の一部継続出願であ
る。この米国特許出願第０８／０２０，６６３号は、Ch
arles P.Howardによって１９９２年８月２９日に出願さ
れた「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ
Ａｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の現在放棄された米国
特許出願第０７／７５１，５５０号の継続出願である。
この米国特許出願第０７／７５１，５５０号は、Charle
s P.Howardによって１９９０年５月２２日に出願された
「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ Ａ
ｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の米国特許第５，０６
０，６５６号の分割出願である。本発明はまた、Charle
s P.Howardによって１９９１年８月２９日に出願された
「代謝率分析装置（Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ Ａ
ｎａｌｙｚｅｒ）」という名称の米国特許第５，１１
７，６７４号に関係する。上述の米国特許第５，０６
０，６５６号の開示は、参照されることによって本明細
書に組み込まれる。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】身体
の中で起こるすべてのプロセスは究極的には熱の生成を
もたらす。熱生成と代謝とは同様の関係で観察されるこ
とができる。直接熱量測定法では、熱生成は、代謝率ま
たは代謝機能の測定値を与えるように直接的に測定され
る。
の中で起こるすべてのプロセスは究極的には熱の生成を
もたらす。熱生成と代謝とは同様の関係で観察されるこ
とができる。直接熱量測定法では、熱生成は、代謝率ま
たは代謝機能の測定値を与えるように直接的に測定され
る。
【０００３】身体内のすべてのエネルギ代謝は究極的に
は酸素の使用に依存する。間接熱量測定法は、エネルギ
代謝の間接的な推定値を与えるために、酸素（Ｏ2 ）の
消費量と二酸化炭素（ＣＯ2 ）の発生量とを測定するこ
とを含む。従来技術で用いられてきた間接熱量測定法の
種々のガス分析技法が存在する。これらのガス分析技法
は、臨床上の理由のために医師によって使用され、遂行
能力を測定するために運動選手によって使用され、かつ
健康状態のレベルを測定するためにコーチによって使用
されている。
は酸素の使用に依存する。間接熱量測定法は、エネルギ
代謝の間接的な推定値を与えるために、酸素（Ｏ2 ）の
消費量と二酸化炭素（ＣＯ2 ）の発生量とを測定するこ
とを含む。従来技術で用いられてきた間接熱量測定法の
種々のガス分析技法が存在する。これらのガス分析技法
は、臨床上の理由のために医師によって使用され、遂行
能力を測定するために運動選手によって使用され、かつ
健康状態のレベルを測定するためにコーチによって使用
されている。
【０００４】被検者の呼吸された空気の分析は被検者の
身体的な状態に関する有益な情報を提供することが知ら
れている。最も一般的に測定される四つの変数は、呼吸
量と、酸素消費量と、二酸化炭素発生量と、消費された
酸素に対する発生された二酸化炭素の比である呼吸交換
率（ＲＱ）とである。
身体的な状態に関する有益な情報を提供することが知ら
れている。最も一般的に測定される四つの変数は、呼吸
量と、酸素消費量と、二酸化炭素発生量と、消費された
酸素に対する発生された二酸化炭素の比である呼吸交換
率（ＲＱ）とである。
【０００５】間接的な代謝率分析を行うための最も初期
の試みの一つは、所謂ダグラスバッグの使用を含んでい
る。ダグラスバッグを用いた代謝分析技法は、ゴム製バ
ッグ内への呼気の時間を定められた収集と、収集された
呼気の体積を測定することと、Ｏ2 含量とＣＯ2 含量と
を求めるためにゴム製バッグ内に入っているガスの組成
を分析することとを含んでいる。次いで、得られたデー
タから代謝率が計算される。ダグラスバッグ技法は時間
を消費し、誤りを受けやすく、かつ十分に設備が整えら
れた試験室内で比較的じっとしている被検者にのみ遂行
されることができた。また、このダグラスバッグ技法
は、代謝機能の短い持続性の一時的な現象を測定するの
には余り適していない。
の試みの一つは、所謂ダグラスバッグの使用を含んでい
る。ダグラスバッグを用いた代謝分析技法は、ゴム製バ
ッグ内への呼気の時間を定められた収集と、収集された
呼気の体積を測定することと、Ｏ2 含量とＣＯ2 含量と
を求めるためにゴム製バッグ内に入っているガスの組成
を分析することとを含んでいる。次いで、得られたデー
タから代謝率が計算される。ダグラスバッグ技法は時間
を消費し、誤りを受けやすく、かつ十分に設備が整えら
れた試験室内で比較的じっとしている被検者にのみ遂行
されることができた。また、このダグラスバッグ技法
は、代謝機能の短い持続性の一時的な現象を測定するの
には余り適していない。
【０００６】呼吸ガス分析から得られるデータは心肺の
機能不全を診断するのに非常に有益であると共に全体的
な心臓血管の健康状態を評価するのに非常に有益である
ので、より単純でより迅速な自動的な代謝分析装置の開
発に大きな努力が向けられてきた。身体的な健康と、ラ
ンニングなどの好気性運動とへの大きな関心は、この分
野に更に努力を集中させるのに役立った。調べられてい
る被検者からの呼吸ガスの全体積を測定するための多く
の機器が現在利用可能である。これらの装置は肺活量
計、プレチスモグラフ（体積変動記録器）、および呼吸
タコメータ（呼吸気流計）を含む。また、呼吸ガス内の
Ｏ2 含量およびＣＯ2 含量も測定するための多くの機器
が利用可能である。より近年の技法は、ばらばらの酸化
ジルコニウムからなるＯ2 センサの使用と、ＣＯ2 含量
を測定するための非分散型赤外ガス分析計の使用とを含
んでいる。このような機器は正確ではあるが、このよう
な機器は大きく、重く、頻繁な較正を必要とし、かつ特
別な操作技能を必要とする。標準的には、このような機
器は非常に大きいので、このような機器は車輪付きカー
ト内に組み込まれ、この車輪付きカートは病室内または
試験室内でのみ使用される。
機能不全を診断するのに非常に有益であると共に全体的
な心臓血管の健康状態を評価するのに非常に有益である
ので、より単純でより迅速な自動的な代謝分析装置の開
発に大きな努力が向けられてきた。身体的な健康と、ラ
ンニングなどの好気性運動とへの大きな関心は、この分
野に更に努力を集中させるのに役立った。調べられてい
る被検者からの呼吸ガスの全体積を測定するための多く
の機器が現在利用可能である。これらの装置は肺活量
計、プレチスモグラフ（体積変動記録器）、および呼吸
タコメータ（呼吸気流計）を含む。また、呼吸ガス内の
Ｏ2 含量およびＣＯ2 含量も測定するための多くの機器
が利用可能である。より近年の技法は、ばらばらの酸化
ジルコニウムからなるＯ2 センサの使用と、ＣＯ2 含量
を測定するための非分散型赤外ガス分析計の使用とを含
んでいる。このような機器は正確ではあるが、このよう
な機器は大きく、重く、頻繁な較正を必要とし、かつ特
別な操作技能を必要とする。標準的には、このような機
器は非常に大きいので、このような機器は車輪付きカー
ト内に組み込まれ、この車輪付きカートは病室内または
試験室内でのみ使用される。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、従来技
術の上述の問題および他の問題は、代謝率分析装置であ
って、呼吸ガスのＣＯ2 含量を測定するためのＣＯ2 検
出器を具備し、更に、呼吸ガスのＯ2 含量を測定するた
めのＯ2 検出器を具備し、更に、流量絞りを具備し、呼
吸ガスが流量絞りを通るように向けられ、更に、流量絞
りを通る呼吸ガスの流量を表わす差圧信号を提供するた
めに流量絞りに連結された差圧検出器を具備し、更に、
呼吸ガスの体積が比例するサンプルを送り出すために呼
吸ガス源に接続されたソレノイド作動型計量弁を具備
し、更に、サンプルを受け取るための真空調圧器を具備
し、更に、真空調圧器からサンプルを引き込むと共に呼
吸ガスのサンプルをＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に送
り出すためのポンプを具備し、更に、差圧信号を、差圧
信号を確立した呼吸ガスの体積流量を表わす流量信号に
変換するためのプロセッサを具備する、代謝率分析装置
を設けることによって解決される。プロセッサは、呼吸
ガスの全体積に対して既知の体積関係を有する呼吸ガス
のサンプルを提供するようにソレノイド作動型計量弁に
印加される電力を調節するために流量信号を使用する。
プロセッサは次いで、呼吸ガスの全体積を決定すると共
に、代謝率の測定値を与えるように呼吸ガスの全体積と
ＣＯ2 含量とＯ2 含量との相関をとる。
術の上述の問題および他の問題は、代謝率分析装置であ
って、呼吸ガスのＣＯ2 含量を測定するためのＣＯ2 検
出器を具備し、更に、呼吸ガスのＯ2 含量を測定するた
めのＯ2 検出器を具備し、更に、流量絞りを具備し、呼
吸ガスが流量絞りを通るように向けられ、更に、流量絞
りを通る呼吸ガスの流量を表わす差圧信号を提供するた
めに流量絞りに連結された差圧検出器を具備し、更に、
呼吸ガスの体積が比例するサンプルを送り出すために呼
吸ガス源に接続されたソレノイド作動型計量弁を具備
し、更に、サンプルを受け取るための真空調圧器を具備
し、更に、真空調圧器からサンプルを引き込むと共に呼
吸ガスのサンプルをＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に送
り出すためのポンプを具備し、更に、差圧信号を、差圧
信号を確立した呼吸ガスの体積流量を表わす流量信号に
変換するためのプロセッサを具備する、代謝率分析装置
を設けることによって解決される。プロセッサは、呼吸
ガスの全体積に対して既知の体積関係を有する呼吸ガス
のサンプルを提供するようにソレノイド作動型計量弁に
印加される電力を調節するために流量信号を使用する。
プロセッサは次いで、呼吸ガスの全体積を決定すると共
に、代謝率の測定値を与えるように呼吸ガスの全体積と
ＣＯ2 含量とＯ2 含量との相関をとる。
【０００８】本発明の別の観点によれば、ポンプには第
１の出力と第２の出力とが設けられる。ポンプの第１出
力は調圧器に戻るように向けられて混合呼吸ガスのルー
プ流れを提供するようにする。ポンプの第２出力は、混
合呼吸ガスをＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に送り出す
ためにＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に向けられる。可
変周波数および可変パルス幅の出力を有するパルス発生
器が設けられる。これらの可変周波数および可変パルス
幅は、プロセッサと、差圧信号から導き出された流量信
号とによって制御される。パルス発生器の出力の周波数
は流量信号の増大と共に増大され、かつ流量信号の減少
と共に減少される。パルス発生器の出力は、体積が比例
するサンプルを生成するようにソレノイド作動型計量弁
の作動コイルに印加される。プロセッサは、呼吸ガスの
全体積の測定値を与えるように流量信号を積分する。プ
ロセッサは呼吸率（ｂｒｅａｔｈ ｒａｔｅ）を決定す
るために流量信号を監視すると共に、パルス発生器の出
力のパルス幅を制御する。パルス幅は、呼吸率が低いと
きに増大されると共に呼吸率が高いときに減少されて、
代謝率分析装置の有効サンプル体積を制御するようにす
る。プロセッサは圧力信号をサンプリングするための可
変周期を有する。プロセッサは流量信号の傾斜を決定し
て、傾斜が増大しているときには周期を増大させると共
に傾斜が減少しているときには周期を減少させるように
し、斯くしてサンプリング周期の導関数拡大（ｄｅｒｉ
ｖａｔｉｖｅ ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）を行う。
１の出力と第２の出力とが設けられる。ポンプの第１出
力は調圧器に戻るように向けられて混合呼吸ガスのルー
プ流れを提供するようにする。ポンプの第２出力は、混
合呼吸ガスをＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に送り出す
ためにＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に向けられる。可
変周波数および可変パルス幅の出力を有するパルス発生
器が設けられる。これらの可変周波数および可変パルス
幅は、プロセッサと、差圧信号から導き出された流量信
号とによって制御される。パルス発生器の出力の周波数
は流量信号の増大と共に増大され、かつ流量信号の減少
と共に減少される。パルス発生器の出力は、体積が比例
するサンプルを生成するようにソレノイド作動型計量弁
の作動コイルに印加される。プロセッサは、呼吸ガスの
全体積の測定値を与えるように流量信号を積分する。プ
ロセッサは呼吸率（ｂｒｅａｔｈ ｒａｔｅ）を決定す
るために流量信号を監視すると共に、パルス発生器の出
力のパルス幅を制御する。パルス幅は、呼吸率が低いと
きに増大されると共に呼吸率が高いときに減少されて、
代謝率分析装置の有効サンプル体積を制御するようにす
る。プロセッサは圧力信号をサンプリングするための可
変周期を有する。プロセッサは流量信号の傾斜を決定し
て、傾斜が増大しているときには周期を増大させると共
に傾斜が減少しているときには周期を減少させるように
し、斯くしてサンプリング周期の導関数拡大（ｄｅｒｉ
ｖａｔｉｖｅ ａｕｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）を行う。
【０００９】本発明の更に別の観点によれば、ＣＯ2 分
析を行うために単光束（シングルビーム）の非分散型赤
外ガス分析計が用いられ、この非分散型赤外ガス分析計
は自動較正技法を特徴とする。特に、特定のＣＯ2 ガス
含量に対応する赤外エネルギに対する既知の吸収作用を
有する本体が、赤外線源と赤外線検出器間の光学経路内
に正逆運動可能に取り付けられる。本発明による代謝率
分析装置の自動較正中に、酸素検出器を測定するために
周囲空気がシステム内に引き込まれると共に、正逆運動
可能な本体が非分散型赤外ＣＯ2 分析計の光学経路内に
移動されて、較正ガスや基準セル等を参考にする必要な
しに分析計を自動的に較正するようにする。
析を行うために単光束（シングルビーム）の非分散型赤
外ガス分析計が用いられ、この非分散型赤外ガス分析計
は自動較正技法を特徴とする。特に、特定のＣＯ2 ガス
含量に対応する赤外エネルギに対する既知の吸収作用を
有する本体が、赤外線源と赤外線検出器間の光学経路内
に正逆運動可能に取り付けられる。本発明による代謝率
分析装置の自動較正中に、酸素検出器を測定するために
周囲空気がシステム内に引き込まれると共に、正逆運動
可能な本体が非分散型赤外ＣＯ2 分析計の光学経路内に
移動されて、較正ガスや基準セル等を参考にする必要な
しに分析計を自動的に較正するようにする。
【００１０】
【実施例】図面、特に図１を参照すると、その全体を参
照符号１０によって表わされる本発明による代謝率分析
装置（ｍｅｔａｂｏｌｉｃ ｒａｔｅ ａｎａｌｙｚｅ
ｒ）が示されている。好ましい実施例では代謝率分析装
置１０は、コンソール１１と、流量検出器１２と、コン
ソール１１と流量検出器１２とを相互に連結させる複数
の圧力チューブ及び／又はサンプリングチューブ１３と
を具備する。流量検出器１２は全体的に円筒状をなす本
体１５を具備し、この本体１５は、使用者の口内に保持
されるエラストマ製のマウスピース１６を有する。標準
的には、使用者の呼吸ガスのすべてが確実にマウスピー
ス１６を通して放出されるように、図１には図示しない
鼻クランプが使用者の鼻上に設置される。コンソール１
１は小型であり、かつ持ち運び可能となっている。この
コンソール１１は手で持ち運ぶのに適している。構成要
素の更なる小型化が可能であるが、この好ましい実施例
では、内部の再充電可能なバッテリ電源を含む全体の重
量が約７ポンド（３．１７kg）であり、コンソール１１
の底面積（ｆｏｏｔｐｒｉｎｔ）が１平方フィート
（０．０９３ｍ2 ）未満である。このことは、代謝率分
析装置の寸法、重量および全コストの顕著な低減を示し
ている。なぜならば、従来の代謝率分析装置は全体的に
公共施設用または診療所用に適しており、かつ従来の代
謝率分析装置はしばしば、手で持ち運びするのに適さな
い車輪付きカート内に組み込まれているからである。
照符号１０によって表わされる本発明による代謝率分析
装置（ｍｅｔａｂｏｌｉｃ ｒａｔｅ ａｎａｌｙｚｅ
ｒ）が示されている。好ましい実施例では代謝率分析装
置１０は、コンソール１１と、流量検出器１２と、コン
ソール１１と流量検出器１２とを相互に連結させる複数
の圧力チューブ及び／又はサンプリングチューブ１３と
を具備する。流量検出器１２は全体的に円筒状をなす本
体１５を具備し、この本体１５は、使用者の口内に保持
されるエラストマ製のマウスピース１６を有する。標準
的には、使用者の呼吸ガスのすべてが確実にマウスピー
ス１６を通して放出されるように、図１には図示しない
鼻クランプが使用者の鼻上に設置される。コンソール１
１は小型であり、かつ持ち運び可能となっている。この
コンソール１１は手で持ち運ぶのに適している。構成要
素の更なる小型化が可能であるが、この好ましい実施例
では、内部の再充電可能なバッテリ電源を含む全体の重
量が約７ポンド（３．１７kg）であり、コンソール１１
の底面積（ｆｏｏｔｐｒｉｎｔ）が１平方フィート
（０．０９３ｍ2 ）未満である。このことは、代謝率分
析装置の寸法、重量および全コストの顕著な低減を示し
ている。なぜならば、従来の代謝率分析装置は全体的に
公共施設用または診療所用に適しており、かつ従来の代
謝率分析装置はしばしば、手で持ち運びするのに適さな
い車輪付きカート内に組み込まれているからである。
【００１１】コンソール１１は更に、キーボード２０
と、液晶ディスプレイ２１と、外部コンピュータとのイ
ンターフェイス用のＲＳ２３２ポート２２と、長時間の
代謝試験の間に外部プリンタを駆動するためのプリンタ
ポート２３とを具備する。
と、液晶ディスプレイ２１と、外部コンピュータとのイ
ンターフェイス用のＲＳ２３２ポート２２と、長時間の
代謝試験の間に外部プリンタを駆動するためのプリンタ
ポート２３とを具備する。
【００１２】次に図２を参照すると、本発明による代謝
率分析装置１０が概略的に示されている。代謝率分析装
置１０はＣＯ2 検出器３０を具備する。好ましい実施例
ではこのＣＯ2 検出器３０は単光束（シングルビーム）
の非分散型赤外ガス分析計であり、この非分散型赤外ガ
ス分析計については後述する。このような非分散型赤外
ＣＯ2 検出器は従来技術において公知であり、この好ま
しい実施例で使用される非分散型赤外ＣＯ2 検出器３０
はMichigan州SalineのDyna Tech Electro Optics社から
市販されている。Ｏ2 検出器３１が設けられる。このＯ
2 検出器３１は好ましくは化学電池タイプのものであ
る。この好ましい実施例のＯ2 検出器３１は、英国の会
社であるCity Technology Ltd.から市販されている。本
発明による流量検出器が参照符号１２によって表わされ
る。ソレノイドによって作動される計量弁３３が、測定
される呼吸ガスのサンプルを流量検出器１２のマウスピ
ース１６から送り込むために設けられる。真空調圧器
（ｖａｃｕｕｍ ｒｅｇｕｌａｔｏｒ）３４が、呼吸ガ
スのサンプルを受け取るために設けられる。ポンプ３５
が呼吸ガスのサンプルを真空調圧器３４から引き、かつ
そのサンプルをＣＯ2 検出器３０およびＯ2 検出器３１
に送り出す。マイクロプロセッサ３６は、流量検出器１
２から引き出される差圧信号をサンプリング信号に変換
し、このサンプリング信号が計量弁３３に印加されて、
流量検出器１２を通過する呼吸ガスの全体積に対して既
知の体積関係を有する呼吸ガスのサンプルを提供するよ
うにする。マイクロプロセッサ３６は呼吸ガスの全体積
を決定し、次いでマイクロプロセッサ３６は全体積とＣ
Ｏ2 含量とＯ2 含量との相関をとって代謝率の測定結果
を提供するようにする。
率分析装置１０が概略的に示されている。代謝率分析装
置１０はＣＯ2 検出器３０を具備する。好ましい実施例
ではこのＣＯ2 検出器３０は単光束（シングルビーム）
の非分散型赤外ガス分析計であり、この非分散型赤外ガ
ス分析計については後述する。このような非分散型赤外
ＣＯ2 検出器は従来技術において公知であり、この好ま
しい実施例で使用される非分散型赤外ＣＯ2 検出器３０
はMichigan州SalineのDyna Tech Electro Optics社から
市販されている。Ｏ2 検出器３１が設けられる。このＯ
2 検出器３１は好ましくは化学電池タイプのものであ
る。この好ましい実施例のＯ2 検出器３１は、英国の会
社であるCity Technology Ltd.から市販されている。本
発明による流量検出器が参照符号１２によって表わされ
る。ソレノイドによって作動される計量弁３３が、測定
される呼吸ガスのサンプルを流量検出器１２のマウスピ
ース１６から送り込むために設けられる。真空調圧器
（ｖａｃｕｕｍ ｒｅｇｕｌａｔｏｒ）３４が、呼吸ガ
スのサンプルを受け取るために設けられる。ポンプ３５
が呼吸ガスのサンプルを真空調圧器３４から引き、かつ
そのサンプルをＣＯ2 検出器３０およびＯ2 検出器３１
に送り出す。マイクロプロセッサ３６は、流量検出器１
２から引き出される差圧信号をサンプリング信号に変換
し、このサンプリング信号が計量弁３３に印加されて、
流量検出器１２を通過する呼吸ガスの全体積に対して既
知の体積関係を有する呼吸ガスのサンプルを提供するよ
うにする。マイクロプロセッサ３６は呼吸ガスの全体積
を決定し、次いでマイクロプロセッサ３６は全体積とＣ
Ｏ2 含量とＯ2 含量との相関をとって代謝率の測定結果
を提供するようにする。
【００１３】引き続き図２を参照すると、本発明による
流量検出器１２はオリフィス板の形式の流量絞り３８を
具備し、この流量絞り３８は呼吸ガスの流れに対して制
限（絞り作用）を与える。典型的なオリフィス板３８が
図３に更に詳細に示されており、図３には公称寸法がイ
ンチ単位で表わされている。オリフィス板３８は厚さ
０．００５インチ（０．１３mm）のステンレス鋼板から
形成される。図３に示すオリフィス板３８の寸法は成人
の人間被検者の試験用に最適化されている。図２におい
て、差圧変換器４０はオリフィス板３８を横切る圧力降
下、又はオリフィス板３８の両側での圧力降下を、可撓
性チューブ４１および４２を介して検出する。斯くして
差圧変換器４０は、オリフィス板３８を横切る圧力降下
を表わす信号を提供する。この差圧信号は、オリフィス
板３８を通過する呼吸ガスの流量に対して公知の関係を
有する。
流量検出器１２はオリフィス板の形式の流量絞り３８を
具備し、この流量絞り３８は呼吸ガスの流れに対して制
限（絞り作用）を与える。典型的なオリフィス板３８が
図３に更に詳細に示されており、図３には公称寸法がイ
ンチ単位で表わされている。オリフィス板３８は厚さ
０．００５インチ（０．１３mm）のステンレス鋼板から
形成される。図３に示すオリフィス板３８の寸法は成人
の人間被検者の試験用に最適化されている。図２におい
て、差圧変換器４０はオリフィス板３８を横切る圧力降
下、又はオリフィス板３８の両側での圧力降下を、可撓
性チューブ４１および４２を介して検出する。斯くして
差圧変換器４０は、オリフィス板３８を横切る圧力降下
を表わす信号を提供する。この差圧信号は、オリフィス
板３８を通過する呼吸ガスの流量に対して公知の関係を
有する。
【００１４】この好ましい実施例では、シャーププレー
トオリフィス（ｓｈａｒｐ ｐｌａｔｅ ｏｒｉｆｉｃ
ｅ）を具備するオリフィス板３８が設けられる。シャー
ププレートオリフィスの流量特性は従来技術において公
知である。既知の関係を有する他の流量絞り、例えばノ
ズル流量計またはベンチュリと関連した流量絞りが使用
されることもできるが、シャーププレートオリフィスが
好ましい。シャーププレートオリフィスは、流量検出器
１２内の呼吸ガスの流量の二乗に比例した差圧信号を生
成する。マイクロプロセッサ３６は、差圧信号の平方根
をとることにより、流量検出器１２を通る呼吸ガスの流
量を表わす流量信号を与える。差圧信号は、ライン４３
と、図２には図示しないアナログ・ディジタル変換器
（Ａ／Ｄ変換器）とを介してマイクロプロセッサ３６に
入力される。ここで再び図３を参照すると、オリフィス
板３８に十字形状をなすオリフィス４５が設けられるこ
とが示されており、この十字形状をなすオリフィス４５
は、流量検出器１２を通る流れ抵抗を低減しつつ、しか
も古典的なシャーププレートオリフィスに匹敵する性能
を提供する。
トオリフィス（ｓｈａｒｐ ｐｌａｔｅ ｏｒｉｆｉｃ
ｅ）を具備するオリフィス板３８が設けられる。シャー
ププレートオリフィスの流量特性は従来技術において公
知である。既知の関係を有する他の流量絞り、例えばノ
ズル流量計またはベンチュリと関連した流量絞りが使用
されることもできるが、シャーププレートオリフィスが
好ましい。シャーププレートオリフィスは、流量検出器
１２内の呼吸ガスの流量の二乗に比例した差圧信号を生
成する。マイクロプロセッサ３６は、差圧信号の平方根
をとることにより、流量検出器１２を通る呼吸ガスの流
量を表わす流量信号を与える。差圧信号は、ライン４３
と、図２には図示しないアナログ・ディジタル変換器
（Ａ／Ｄ変換器）とを介してマイクロプロセッサ３６に
入力される。ここで再び図３を参照すると、オリフィス
板３８に十字形状をなすオリフィス４５が設けられるこ
とが示されており、この十字形状をなすオリフィス４５
は、流量検出器１２を通る流れ抵抗を低減しつつ、しか
も古典的なシャーププレートオリフィスに匹敵する性能
を提供する。
【００１５】マイクロプロセッサ３６は図２には図示し
ないパルス発生器または弁駆動回路の出力を制御し、こ
のパルス発生器または弁駆動回路はソレノイド作動型計
量弁３３へのライン４５上にパルス列を送り出す。ソレ
ノイド作動型計量弁３３に印加される電力はマイクロプ
ロセッサ３６によって計算された流量信号に比例し、そ
の結果マウスピース１６を通して放出された呼吸ガスの
全体積に対して既知の体積関係を有した少量であるが代
表的な呼吸ガスのサンプルが計量弁３３を通してライン
４７上に引かれる。ソレノイド作動型計量弁３３は標準
的には閉鎖されている。また第２のソレノイド作動型弁
４８は、代謝率分析装置１０の始動時の間にＯ2 センサ
３１及びＣＯ2 センサ３０を測る又は較正するために周
囲空気がシステム内に導入されるべき時にのみ、マイク
ロプロセッサ３６によりライン４９を介して開放され
る。
ないパルス発生器または弁駆動回路の出力を制御し、こ
のパルス発生器または弁駆動回路はソレノイド作動型計
量弁３３へのライン４５上にパルス列を送り出す。ソレ
ノイド作動型計量弁３３に印加される電力はマイクロプ
ロセッサ３６によって計算された流量信号に比例し、そ
の結果マウスピース１６を通して放出された呼吸ガスの
全体積に対して既知の体積関係を有した少量であるが代
表的な呼吸ガスのサンプルが計量弁３３を通してライン
４７上に引かれる。ソレノイド作動型計量弁３３は標準
的には閉鎖されている。また第２のソレノイド作動型弁
４８は、代謝率分析装置１０の始動時の間にＯ2 センサ
３１及びＣＯ2 センサ３０を測る又は較正するために周
囲空気がシステム内に導入されるべき時にのみ、マイク
ロプロセッサ３６によりライン４９を介して開放され
る。
【００１６】ポンプ３５には、ライン５１上の第１の出
力と、ライン５２上の第２の出力とが設けられる。ライ
ン５１上のポンプ３５の第１出力は真空調圧器３４に戻
るように向けられ、その結果真空調圧器３４およびポン
プ３５を通って循環する混合呼吸ガスのループが提供さ
れる。マイクロプロセッサ３６から発せられるパルスが
ソレノイド作動型計量弁３３を作動させてサンプルガス
を真空調圧器３４に導入するようにし、真空調圧器３４
とポンプ３５間を延びるライン５３および５１によって
表わされる閉ループ内の流量バランスを変化させたとき
に混合呼吸ガスのサンプルを送り出すように、ポンプ３
５の第２出力５２がＯ2 分析器３１およびＣＯ2 分析器
３０に夫々向けられる。ライン５３上の真空調圧器３４
の出力は標準的には一定の負圧、この場合には約５イン
チ（１２．７cm）の水銀柱に保持される。計量弁３３が
閉鎖されたとき、予め設定された真空調圧器３４の出力
値に達するまでポンプ３５からの流れが第２出力５２を
通して放出される。斯くして、計量弁３３が開放される
ときまで混合呼吸ガスの閉ループ流れが確立され、追加
のサンプルガスがこのループに入ることが許容され、結
果としてライン５２を介したＯ2 検出器３１およびＣＯ
2 検出器３０への混合呼吸ガスの対応する放出がもたら
される。
力と、ライン５２上の第２の出力とが設けられる。ライ
ン５１上のポンプ３５の第１出力は真空調圧器３４に戻
るように向けられ、その結果真空調圧器３４およびポン
プ３５を通って循環する混合呼吸ガスのループが提供さ
れる。マイクロプロセッサ３６から発せられるパルスが
ソレノイド作動型計量弁３３を作動させてサンプルガス
を真空調圧器３４に導入するようにし、真空調圧器３４
とポンプ３５間を延びるライン５３および５１によって
表わされる閉ループ内の流量バランスを変化させたとき
に混合呼吸ガスのサンプルを送り出すように、ポンプ３
５の第２出力５２がＯ2 分析器３１およびＣＯ2 分析器
３０に夫々向けられる。ライン５３上の真空調圧器３４
の出力は標準的には一定の負圧、この場合には約５イン
チ（１２．７cm）の水銀柱に保持される。計量弁３３が
閉鎖されたとき、予め設定された真空調圧器３４の出力
値に達するまでポンプ３５からの流れが第２出力５２を
通して放出される。斯くして、計量弁３３が開放される
ときまで混合呼吸ガスの閉ループ流れが確立され、追加
のサンプルガスがこのループに入ることが許容され、結
果としてライン５２を介したＯ2 検出器３１およびＣＯ
2 検出器３０への混合呼吸ガスの対応する放出がもたら
される。
【００１７】ここで図４をも参照すると、本発明による
真空調圧器３４がより詳細に示されている。真空調圧器
３４は、ガス室６１を形成する調圧器本体６０を具備す
る。調圧器入力ポートが参照符号６２によって表わされ
る位置に配置される。この入力ポート６２はライン５０
からの流れを受容して、計量弁３３の出力を調圧器３４
に接続するようにする。調圧器出力ポートが、予め定め
られた負圧のサンプルガスをライン５３及びポンプ３５
の入力部に送り出すために参照符号６３によって表わさ
れる位置に配置される。再循環ポートが、ライン５１上
のポンプ３５の第１出力を受容するために参照符号６４
によって表わされる位置に配置される。ガス室６１を、
調圧器入力ポート６２および調圧器出力ポート６３に夫
々流体的に連通する入力側部６８および出力側部６９に
分割するために、可撓性のダイアフラム６５が調圧器入
力ポート６２と調圧器出力ポート６３との間に配置され
る。計量ポート７０が、ガス室６１の入力側部６８と出
力側部６９間の流体連通を確立するためにダイアフラム
６５内に配置される。移送ポート７１が、ガス室６１の
出力側部６９内に配置された座部内に配置される。ダイ
アフラム６５は、移送ポート７１と係合するように圧縮
コイルばね７２によってばね付勢されており、その結果
移送ポート７１は標準的には、ダイアフラム６５を貫通
する計量ポート７０を除いて閉鎖された状態に保たれ
る。移送ポート７１を内包する座部に対するダイアフラ
ム６５の密封力を調節するために、押しねじ７４が圧縮
コイルばね７２のばね付勢力を調節する。
真空調圧器３４がより詳細に示されている。真空調圧器
３４は、ガス室６１を形成する調圧器本体６０を具備す
る。調圧器入力ポートが参照符号６２によって表わされ
る位置に配置される。この入力ポート６２はライン５０
からの流れを受容して、計量弁３３の出力を調圧器３４
に接続するようにする。調圧器出力ポートが、予め定め
られた負圧のサンプルガスをライン５３及びポンプ３５
の入力部に送り出すために参照符号６３によって表わさ
れる位置に配置される。再循環ポートが、ライン５１上
のポンプ３５の第１出力を受容するために参照符号６４
によって表わされる位置に配置される。ガス室６１を、
調圧器入力ポート６２および調圧器出力ポート６３に夫
々流体的に連通する入力側部６８および出力側部６９に
分割するために、可撓性のダイアフラム６５が調圧器入
力ポート６２と調圧器出力ポート６３との間に配置され
る。計量ポート７０が、ガス室６１の入力側部６８と出
力側部６９間の流体連通を確立するためにダイアフラム
６５内に配置される。移送ポート７１が、ガス室６１の
出力側部６９内に配置された座部内に配置される。ダイ
アフラム６５は、移送ポート７１と係合するように圧縮
コイルばね７２によってばね付勢されており、その結果
移送ポート７１は標準的には、ダイアフラム６５を貫通
する計量ポート７０を除いて閉鎖された状態に保たれ
る。移送ポート７１を内包する座部に対するダイアフラ
ム６５の密封力を調節するために、押しねじ７４が圧縮
コイルばね７２のばね付勢力を調節する。
【００１８】上述したように真空調圧器３４はライン５
３上の出力を、可撓性ダイアフラム６５に対するコイル
ばね７２の圧力によって確立される既知の負圧に保持す
る。調圧器３４の出力が予め定められた負圧設定値に達
するまで、図２に示されるように流れがポンプ３５の第
２出力５２を通して放出される。計量弁３３がガス室６
１の入力側部６８内に追加のサンプルガスを入れたとき
に、調圧器出力ポート６３とポンプ３５と調圧器再循環
ポート６４とを含む閉ループ内の流量バランスが乱され
る。追加のサンプルガスは計量ポート７０を通して計量
され、この追加のサンプルガスは調圧器出力ポート６３
を通して放出されて、ポンプ３５に入るライン５３内の
流れに付加されるようになる。これによりポンプ３５の
出力側の圧力が増大され、ライン５１上の再循環ポート
６４に入力されるライン圧力が増大され、可撓性ダイア
フラム６５が持ち上げられると共にポンプ３５の全体の
出力が増大され、その結果計量弁３３によって解放され
た追加のサンプルガスの量に体積で等しい混合呼吸ガス
のサンプルが、Ｏ2 検出器３１内およびＣＯ2 検出器３
０内で夫々分析されるようにポンプ３５の第２出力５２
上に放出される。
３上の出力を、可撓性ダイアフラム６５に対するコイル
ばね７２の圧力によって確立される既知の負圧に保持す
る。調圧器３４の出力が予め定められた負圧設定値に達
するまで、図２に示されるように流れがポンプ３５の第
２出力５２を通して放出される。計量弁３３がガス室６
１の入力側部６８内に追加のサンプルガスを入れたとき
に、調圧器出力ポート６３とポンプ３５と調圧器再循環
ポート６４とを含む閉ループ内の流量バランスが乱され
る。追加のサンプルガスは計量ポート７０を通して計量
され、この追加のサンプルガスは調圧器出力ポート６３
を通して放出されて、ポンプ３５に入るライン５３内の
流れに付加されるようになる。これによりポンプ３５の
出力側の圧力が増大され、ライン５１上の再循環ポート
６４に入力されるライン圧力が増大され、可撓性ダイア
フラム６５が持ち上げられると共にポンプ３５の全体の
出力が増大され、その結果計量弁３３によって解放され
た追加のサンプルガスの量に体積で等しい混合呼吸ガス
のサンプルが、Ｏ2 検出器３１内およびＣＯ2 検出器３
０内で夫々分析されるようにポンプ３５の第２出力５２
上に放出される。
【００１９】上述したように流量検出器１２の出力は、
流量検出器１２を通る呼吸ガスの流量の二乗に比例す
る。斯くしてマイクロプロセッサ３６は、差圧変換器４
０の出力の平方根をとることにより、流量検出器１２を
通る呼吸ガスの実時間の流量を表わす流量信号を生成す
る。流量信号（Ｖ）対時間（Ｔ）をプロットした図５を
参照すると、典型的な呼吸流量曲線８０が示されてい
る。曲線８０の下の面積は全体の呼吸ガス流量を表わし
ている。この曲線８０の下の面積は、周期的な流量信号
を加算し、次いで採取された流量信号サンプルの個数に
よって除算し、次いで経過時間によって乗算することに
より決定される。斯くしてこの加算技法は、曲線８０の
全長に亘って流量信号を加算し且つそれを操作すること
により、曲線８０の積分値を近似する。
流量検出器１２を通る呼吸ガスの流量の二乗に比例す
る。斯くしてマイクロプロセッサ３６は、差圧変換器４
０の出力の平方根をとることにより、流量検出器１２を
通る呼吸ガスの実時間の流量を表わす流量信号を生成す
る。流量信号（Ｖ）対時間（Ｔ）をプロットした図５を
参照すると、典型的な呼吸流量曲線８０が示されてい
る。曲線８０の下の面積は全体の呼吸ガス流量を表わし
ている。この曲線８０の下の面積は、周期的な流量信号
を加算し、次いで採取された流量信号サンプルの個数に
よって除算し、次いで経過時間によって乗算することに
より決定される。斯くしてこの加算技法は、曲線８０の
全長に亘って流量信号を加算し且つそれを操作すること
により、曲線８０の積分値を近似する。
【００２０】上述したように、マイクロプロセッサ３６
によって発生される流量信号はパルス発生器の出力を制
御するのに使用され、このパルス発生器は、可変周波数
と可変パルス幅とを有する出力を持つ。パルス発生器の
出力の周波数は、呼吸ガスの流量に比例するようにマイ
クロプロセッサ３６によって制御され、その結果少量で
あるが体積で比例した呼吸ガスのサンプルが代謝率分析
装置１０の計量弁３３を通して引かれる。
によって発生される流量信号はパルス発生器の出力を制
御するのに使用され、このパルス発生器は、可変周波数
と可変パルス幅とを有する出力を持つ。パルス発生器の
出力の周波数は、呼吸ガスの流量に比例するようにマイ
クロプロセッサ３６によって制御され、その結果少量で
あるが体積で比例した呼吸ガスのサンプルが代謝率分析
装置１０の計量弁３３を通して引かれる。
【００２１】次に図６（ａ）および図６（ｂ）を参照す
ると、流量曲線８１の傾斜が大きいときにマイクロプロ
セッサ３６による周期的なサンプリング率（ｓａｍｐｌ
ｉｎｇ ｒａｔｅ）を増大させると共に流量曲線８１の
傾斜が小さいときにサンプリング率を減少させるために
導関数拡大（ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ａｕｇｍｅｎｔａ
ｔｉｏｎ）が使用されることが示されている。更に、パ
ルス幅が、マイクロプロセッサ３６によって定められた
呼吸率（ｂｒｅａｔｈ ｒａｔｅ）に従って変化される
ことが示されている。図６（ａ）は、急速にかつ深く呼
吸している個体の典型的な流量曲線８１を示している。
図６（ａ）および図６（ｂ）ではパルス幅が小さく、約
２．５ミリ秒である。マイクロプロセッサ３６はＶ２に
おける流量信号とＶ１における流量信号とを比較して流
量曲線８１の変化または傾斜の時間割合を決定するよう
にし、斯くして次のサンプルがいつ採取されるべきかを
決定する。曲線部分８３におけるように傾斜が急速に増
大しているときにはサンプリング率が増大する。曲線部
分８４におけるように傾斜が減少しているときにはサン
プリング率が減少する。これにより流量曲線８１の積分
の分解能または精度が増大され、その結果全体の呼吸ガ
ス及び体積の計算が向上される。
ると、流量曲線８１の傾斜が大きいときにマイクロプロ
セッサ３６による周期的なサンプリング率（ｓａｍｐｌ
ｉｎｇ ｒａｔｅ）を増大させると共に流量曲線８１の
傾斜が小さいときにサンプリング率を減少させるために
導関数拡大（ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ａｕｇｍｅｎｔａ
ｔｉｏｎ）が使用されることが示されている。更に、パ
ルス幅が、マイクロプロセッサ３６によって定められた
呼吸率（ｂｒｅａｔｈ ｒａｔｅ）に従って変化される
ことが示されている。図６（ａ）は、急速にかつ深く呼
吸している個体の典型的な流量曲線８１を示している。
図６（ａ）および図６（ｂ）ではパルス幅が小さく、約
２．５ミリ秒である。マイクロプロセッサ３６はＶ２に
おける流量信号とＶ１における流量信号とを比較して流
量曲線８１の変化または傾斜の時間割合を決定するよう
にし、斯くして次のサンプルがいつ採取されるべきかを
決定する。曲線部分８３におけるように傾斜が急速に増
大しているときにはサンプリング率が増大する。曲線部
分８４におけるように傾斜が減少しているときにはサン
プリング率が減少する。これにより流量曲線８１の積分
の分解能または精度が増大され、その結果全体の呼吸ガ
ス及び体積の計算が向上される。
【００２２】次に図７（ａ）および図７（ｂ）を参照す
ると、曲線８７によって表わされるような低流量かつ低
呼吸率の条件下では、サンプル体積を効果的に増大させ
且つこのような低流量を補償するために、パルス幅が約
１０ミリ秒に増大されることが示されている。斯くして
電子的に可変なサンプリングが、流量および呼吸率の分
析を行うことによってサンプルと呼吸との間の比例的な
体積関係を変化させるのに使用される。このことと導関
数拡大とは本発明による代謝率分析装置１０の分解能お
よび精度を増大させる。
ると、曲線８７によって表わされるような低流量かつ低
呼吸率の条件下では、サンプル体積を効果的に増大させ
且つこのような低流量を補償するために、パルス幅が約
１０ミリ秒に増大されることが示されている。斯くして
電子的に可変なサンプリングが、流量および呼吸率の分
析を行うことによってサンプルと呼吸との間の比例的な
体積関係を変化させるのに使用される。このことと導関
数拡大とは本発明による代謝率分析装置１０の分解能お
よび精度を増大させる。
【００２３】次に図６（ｃ）を参照すると、図６（ａ）
のアナログ信号８１がマイクロプロセッサ３６及び後述
する弁駆動回路（パルス発生器）によってパルス列また
はディジタル信号２００に変換されることが示されてお
り、このパルス列またはディジタル信号２００は波形８
１の振幅に周波数が比例する。このパルス列２００はソ
レノイド作動型計量弁３３に印加される。パルス発生器
の周波数は０．５Hzの下限値と７５Hzの上限値とを有す
る。パルス発生器の周波数の上限値はソレノイド作動型
計量弁３３の最大周波数によって定められる。計量弁３
３は、計量弁３３がパルス間で完全には閉鎖されないよ
うにする周波数以上では操作されない。代謝率分析装置
１０の作動中、図６（ａ）において参照符号８１で表わ
される流量信号は零から増大していくので、パルス発生
器は０．５Hzの初期出力を与える。流量が増大していく
につれて、パルス発生器の出力の周波数は呼吸ガスの流
量の増大に比例して増大される。流量が減少していくに
つれて、パルス発生器の出力の周波数は図６（ｃ）に示
されるように対応して減少する。この実施例では、流量
検出器１２用のフルスケール（最大目盛）は、成人の予
想される最大流量よりも十分に上の７５Hzに設定されて
いる。斯くして、図６（ａ）において参照符号８１によ
って表わされるアナログ流量信号（高呼吸率かつ高流
量）、および図７（ａ）において参照符号８７によって
表わされるアナログ流量信号（低呼吸率かつ低流量）
が、周波数が比例するディジタル信号に変換され、これ
らのディジタル信号がソレノイド作動型計量弁３３を駆
動して、検出された呼吸ガスの流量に体積が比例した呼
吸ガスのサンプルを提供するようにする。
のアナログ信号８１がマイクロプロセッサ３６及び後述
する弁駆動回路（パルス発生器）によってパルス列また
はディジタル信号２００に変換されることが示されてお
り、このパルス列またはディジタル信号２００は波形８
１の振幅に周波数が比例する。このパルス列２００はソ
レノイド作動型計量弁３３に印加される。パルス発生器
の周波数は０．５Hzの下限値と７５Hzの上限値とを有す
る。パルス発生器の周波数の上限値はソレノイド作動型
計量弁３３の最大周波数によって定められる。計量弁３
３は、計量弁３３がパルス間で完全には閉鎖されないよ
うにする周波数以上では操作されない。代謝率分析装置
１０の作動中、図６（ａ）において参照符号８１で表わ
される流量信号は零から増大していくので、パルス発生
器は０．５Hzの初期出力を与える。流量が増大していく
につれて、パルス発生器の出力の周波数は呼吸ガスの流
量の増大に比例して増大される。流量が減少していくに
つれて、パルス発生器の出力の周波数は図６（ｃ）に示
されるように対応して減少する。この実施例では、流量
検出器１２用のフルスケール（最大目盛）は、成人の予
想される最大流量よりも十分に上の７５Hzに設定されて
いる。斯くして、図６（ａ）において参照符号８１によ
って表わされるアナログ流量信号（高呼吸率かつ高流
量）、および図７（ａ）において参照符号８７によって
表わされるアナログ流量信号（低呼吸率かつ低流量）
が、周波数が比例するディジタル信号に変換され、これ
らのディジタル信号がソレノイド作動型計量弁３３を駆
動して、検出された呼吸ガスの流量に体積が比例した呼
吸ガスのサンプルを提供するようにする。
【００２４】次に図１０および図１１を参照すると、パ
ルス発生器の可変パルス幅が更に詳細に示されている。
上述したように、０．５Hzにおける下方閾値（図１０）
と７５Hzにおける上方閾値（図１１）とを有する周波数
が比例的なディジタル信号が発生される。マイクロプロ
セッサ３６が高呼吸率を検出した場合には、個々の呼吸
の過程または全処理サイクル（２０秒）に亘ってパルス
幅が２．５ミリ秒に設定される。しかしながらマイクロ
プロセッサ３６は、流量信号を監視することによって呼
吸率を連続的に更新し、呼吸率がゆっくりしていると
き、例えば呼吸率が基礎率（ｂａｓｉｌ ｒａｔｅ）に
接近したときには、パルス幅が１０．０ミリ秒の最大値
まで比例的に増大される。図１０および図１１におい
て、実線は高呼吸率中の０．５Hzおよび７５Hzにおける
パルス列を夫々示している。図１０および図１１におい
て、破線は低呼吸率の期間中の０．５Hzおよび７５Hzに
おけるパルス列のパルスの広がりを夫々示している。
ルス発生器の可変パルス幅が更に詳細に示されている。
上述したように、０．５Hzにおける下方閾値（図１０）
と７５Hzにおける上方閾値（図１１）とを有する周波数
が比例的なディジタル信号が発生される。マイクロプロ
セッサ３６が高呼吸率を検出した場合には、個々の呼吸
の過程または全処理サイクル（２０秒）に亘ってパルス
幅が２．５ミリ秒に設定される。しかしながらマイクロ
プロセッサ３６は、流量信号を監視することによって呼
吸率を連続的に更新し、呼吸率がゆっくりしていると
き、例えば呼吸率が基礎率（ｂａｓｉｌ ｒａｔｅ）に
接近したときには、パルス幅が１０．０ミリ秒の最大値
まで比例的に増大される。図１０および図１１におい
て、実線は高呼吸率中の０．５Hzおよび７５Hzにおける
パルス列を夫々示している。図１０および図１１におい
て、破線は低呼吸率の期間中の０．５Hzおよび７５Hzに
おけるパルス列のパルスの広がりを夫々示している。
【００２５】パルス幅は個々の呼吸の過程中に変化され
ないので、呼吸ガスの全流量とサンプルとの間の体積が
比例する関係が維持される。パルス幅の変化の重要性は
代謝率分析装置の動的応答を理解することに存する。代
謝率分析装置は一定の体積を有する混合呼吸ガスの閉ル
ープを確立する。この閉ループの洗い流し時間（ｗａｓ
ｈｏｕｔ ｔｉｍｅ）は被検者の流量に適合されなけれ
ばならない。高流量は閉ループを迅速に洗い流すことが
でき、もしパルス幅がサンプル体積を低減させるように
調節されなかったならば、システムを通るスラグ流れ
（ｓｌｕｇ ｆｌｏｗ）をもたらすであろう。同様に、
低流量は閉ループの体積に対して小さいサンプル体積を
もたらす可能性があり、このことは、低流量かつ低呼吸
率が検出されたときにパルス幅がサンプル体積を増大さ
せるように調節されなかったならば、低流量を追跡観測
する代謝率分析装置の精度に悪影響を及ぼす可能性があ
る。
ないので、呼吸ガスの全流量とサンプルとの間の体積が
比例する関係が維持される。パルス幅の変化の重要性は
代謝率分析装置の動的応答を理解することに存する。代
謝率分析装置は一定の体積を有する混合呼吸ガスの閉ル
ープを確立する。この閉ループの洗い流し時間（ｗａｓ
ｈｏｕｔ ｔｉｍｅ）は被検者の流量に適合されなけれ
ばならない。高流量は閉ループを迅速に洗い流すことが
でき、もしパルス幅がサンプル体積を低減させるように
調節されなかったならば、システムを通るスラグ流れ
（ｓｌｕｇ ｆｌｏｗ）をもたらすであろう。同様に、
低流量は閉ループの体積に対して小さいサンプル体積を
もたらす可能性があり、このことは、低流量かつ低呼吸
率が検出されたときにパルス幅がサンプル体積を増大さ
せるように調節されなかったならば、低流量を追跡観測
する代謝率分析装置の精度に悪影響を及ぼす可能性があ
る。
【００２６】駆動回路用のタイムオン信号およびタイム
オフ信号、およびサンプリング期間はすべてマイクロプ
ロセッサにより制御される。次に図８を参照すると、マ
イクロプロセッサ３６の機能線図が示されている。マイ
クロプロセッサ３６はＡ／Ｄ変換器８９を具備し、更
に、差圧信号、ＣＯ2 信号、Ｏ2 信号、温度信号、バッ
テリ信号、および図８には図示しない補助チャネルを入
力するためのマルチプレクサ９０を具備する。Ａ／Ｄ変
換器８９はこれらの入力を中央処理装置９１用のディジ
タル入力に変換する。弁駆動回路９３はマイクロプロセ
ッサ９１の出力を、代謝率分析装置のすべてのソレノイ
ド制御型機能部を駆動する信号に変換する。例えばマイ
クロプロセッサは、ソレノイド作動型計量弁３３の作動
コイル９４へのライン４５上に一連のパルスを発生する
電圧周波数ドライバを制御するためのオン／オフ信号を
発生する。また、心拍数モニタ９６の出力のように直接
的なディジタル入力部が設けられることができる。ＲＳ
２３２ポート９７が、更なる処理および／または記憶の
ために代謝率情報をパーソナルコンピュータに直接的に
ダウンローディングするために設けられる。またプリン
タポート９８が、代謝率分析装置１０の長い出力を印刷
するために設けられる。更に、心臓病患者を一定の作業
量に維持するために静止自転車または足踏み車によって
与えられる運動の強度を変化させるのに適した出力信号
を生成するために、ディジタル・アナログ変換器（Ｄ／
Ａ変換器）９９が設けられることができる。
オフ信号、およびサンプリング期間はすべてマイクロプ
ロセッサにより制御される。次に図８を参照すると、マ
イクロプロセッサ３６の機能線図が示されている。マイ
クロプロセッサ３６はＡ／Ｄ変換器８９を具備し、更
に、差圧信号、ＣＯ2 信号、Ｏ2 信号、温度信号、バッ
テリ信号、および図８には図示しない補助チャネルを入
力するためのマルチプレクサ９０を具備する。Ａ／Ｄ変
換器８９はこれらの入力を中央処理装置９１用のディジ
タル入力に変換する。弁駆動回路９３はマイクロプロセ
ッサ９１の出力を、代謝率分析装置のすべてのソレノイ
ド制御型機能部を駆動する信号に変換する。例えばマイ
クロプロセッサは、ソレノイド作動型計量弁３３の作動
コイル９４へのライン４５上に一連のパルスを発生する
電圧周波数ドライバを制御するためのオン／オフ信号を
発生する。また、心拍数モニタ９６の出力のように直接
的なディジタル入力部が設けられることができる。ＲＳ
２３２ポート９７が、更なる処理および／または記憶の
ために代謝率情報をパーソナルコンピュータに直接的に
ダウンローディングするために設けられる。またプリン
タポート９８が、代謝率分析装置１０の長い出力を印刷
するために設けられる。更に、心臓病患者を一定の作業
量に維持するために静止自転車または足踏み車によって
与えられる運動の強度を変化させるのに適した出力信号
を生成するために、ディジタル・アナログ変換器（Ｄ／
Ａ変換器）９９が設けられることができる。
【００２７】リードオンリメモリ１００が設けられる。
このリードオンリメモリ１００は消去可能かつプログラ
ム可能なリードオンリメモリ（ＥＰＲＯＭ）を具備す
る。マイクロプロセッサ９１用のオペレーティングソフ
トウェアはＥＰＲＯＭ１００内に入っており、起動中に
このオペレーティングソフトウェアがマイクロプロセッ
サ９１内にロードされる。マイクロプロセッサ９１用の
スクラッチパッドメモリを提供すると共に一時的に種々
のフラグ及び値を記憶するためにランダムアクセスメモ
リ（ＲＡＭ）１０１が配置される。ＲＡＭ１０１は、マ
イクロプロセッサ９１内で電力がオンの時にのみ作動さ
れ且つメモリ記憶することができる。電力がオフの時に
保持されなければならないデータを記憶するために不揮
発性メモリ又は不揮発性ＲＡＭ１０２が配置される。例
えば不揮発性ＲＡＭ１０２は、算出された較正因子を記
憶するのに用いられる。なぜならば、代謝率分析装置１
０がオンにされる度毎にユニットの較正を行うことは望
ましくないからである。不揮発性ＲＡＭ１０２内に記憶
される他のタイプのデータには、代謝率分析装置のシリ
アル番号、ＣＯ2 較正ウィンドウに関連した定数、被検
者の体重などが含まれる。大半の不揮発性ＲＡＭはバッ
テリバックアップＲＡＭである。しかしながら、シリア
ル番号のような重要なデータ用にはより永久的なメモリ
が設けられることができる。起動後、マイクロプロセッ
サ９１はＡ／Ｄ変換器８９およびマルチプレクサ９０か
ら実時間のデータ（ＣＯ2 ，Ｏ2 ，ΔＰ、温度、バッテ
リ）を受け取る。また、操作者はキーパッド１０４を通
してデータを入力したり作動指示を入れたりすることが
できる。マイクロプロセッサ９１の実時間出力は、弁駆
動回路９３を制御するタイムオン／オフ信号、液晶ディ
スプレイ１０３に向けられた出力、ＲＳ２３２ポート９
７を通して他のプロセッサに向けられた出力、Ｃｅｎｔ
ｒｏｎｉｃｓプリンタポート９８を通した出力、または
静止自転車または足踏み車のような運動機械の作業レベ
ルを制御するＤ／Ａ変換器９９を通した出力を含む。後
でディスプレイ１０３又はプリンタポート９８に接続さ
れたプリンタを介して印刷または表示するために、デー
タ記憶装置１０１または１０２には何時間もの代謝デー
タを記憶するのに十分な容量が与えられることができ
る。マイクロプロセッサ９１はＥＰＲＯＭベースの特別
な目的用のマイクロプロセッサであり、マイクロプロセ
ッサ９１は、このようなミニコンピュータに関連して従
来から設けられているタイマ、各種ポート等を具備す
る。
このリードオンリメモリ１００は消去可能かつプログラ
ム可能なリードオンリメモリ（ＥＰＲＯＭ）を具備す
る。マイクロプロセッサ９１用のオペレーティングソフ
トウェアはＥＰＲＯＭ１００内に入っており、起動中に
このオペレーティングソフトウェアがマイクロプロセッ
サ９１内にロードされる。マイクロプロセッサ９１用の
スクラッチパッドメモリを提供すると共に一時的に種々
のフラグ及び値を記憶するためにランダムアクセスメモ
リ（ＲＡＭ）１０１が配置される。ＲＡＭ１０１は、マ
イクロプロセッサ９１内で電力がオンの時にのみ作動さ
れ且つメモリ記憶することができる。電力がオフの時に
保持されなければならないデータを記憶するために不揮
発性メモリ又は不揮発性ＲＡＭ１０２が配置される。例
えば不揮発性ＲＡＭ１０２は、算出された較正因子を記
憶するのに用いられる。なぜならば、代謝率分析装置１
０がオンにされる度毎にユニットの較正を行うことは望
ましくないからである。不揮発性ＲＡＭ１０２内に記憶
される他のタイプのデータには、代謝率分析装置のシリ
アル番号、ＣＯ2 較正ウィンドウに関連した定数、被検
者の体重などが含まれる。大半の不揮発性ＲＡＭはバッ
テリバックアップＲＡＭである。しかしながら、シリア
ル番号のような重要なデータ用にはより永久的なメモリ
が設けられることができる。起動後、マイクロプロセッ
サ９１はＡ／Ｄ変換器８９およびマルチプレクサ９０か
ら実時間のデータ（ＣＯ2 ，Ｏ2 ，ΔＰ、温度、バッテ
リ）を受け取る。また、操作者はキーパッド１０４を通
してデータを入力したり作動指示を入れたりすることが
できる。マイクロプロセッサ９１の実時間出力は、弁駆
動回路９３を制御するタイムオン／オフ信号、液晶ディ
スプレイ１０３に向けられた出力、ＲＳ２３２ポート９
７を通して他のプロセッサに向けられた出力、Ｃｅｎｔ
ｒｏｎｉｃｓプリンタポート９８を通した出力、または
静止自転車または足踏み車のような運動機械の作業レベ
ルを制御するＤ／Ａ変換器９９を通した出力を含む。後
でディスプレイ１０３又はプリンタポート９８に接続さ
れたプリンタを介して印刷または表示するために、デー
タ記憶装置１０１または１０２には何時間もの代謝デー
タを記憶するのに十分な容量が与えられることができ
る。マイクロプロセッサ９１はＥＰＲＯＭベースの特別
な目的用のマイクロプロセッサであり、マイクロプロセ
ッサ９１は、このようなミニコンピュータに関連して従
来から設けられているタイマ、各種ポート等を具備す
る。
【００２８】次に図９を参照すると、その全体を参照符
号１０５によって表わされるＯ2 及びＣＯ2 検出器組体
が示されている。ポンプ３５の第２出力５２からのガス
が、検出器本体１０７内に配置されたガス分析室１０６
に入力される。サンプルガスは、参照符号１０９の位置
に配置された出力部を通してユニットから放出される。
検出器本体１０７は二つに分かれており、検出器本体１
０７は蓋１１０を具備する。蓋１１０はＯリングシール
１１１と一緒に気密なサンプル室１０６を提供する。ガ
ルバーニ型のＯ2 検出器１１５が蓋１１０内に配置され
る。蓋１１０は、複数のねじ１１６または他の適切な方
法によって検出器本体１０７に取り付けられる。Ｏ2 検
出器１１５はサンプル室１０６内に延びている。このＯ
2 検出器１１５は、サンプル内に含まれる原子状酸素と
直接的に反応してサンプルガスのＯ2 含量に比例した出
力を提供するようにするタイプの検出器である。サーモ
パイル（熱電対列）型の赤外線検出器１１７が、シール
１１８によって包囲されて蓋部材１１０内に配置され
る。サンプルセル１０６の反対側にはシール１２１によ
って包囲された赤外線源１２０が配置される。赤外線源
１２０は、サンプル室１０６を貫通して赤外線検出器１
１７上に衝突する赤外エネルギのビームを確立する。赤
外線源１２０には赤外線源１２０の表面上のウィンドウ
の形式の帯域フィルタが設けられ、この帯域フィルタ
は、ＣＯ2 による既知の吸収作用を有する波長の赤外放
射の狭いビームをサンプル室１０６を通して放射する。
斯くして、赤外線源１２０によって放射されるビームの
赤外線検出器１１７の出力に反映される減衰は、サンプ
ル室１０６内に入っているサンプルのＣＯ2 含量に直接
的に比例し、またはＣＯ2 含量に対して既知の関係を有
する。
号１０５によって表わされるＯ2 及びＣＯ2 検出器組体
が示されている。ポンプ３５の第２出力５２からのガス
が、検出器本体１０７内に配置されたガス分析室１０６
に入力される。サンプルガスは、参照符号１０９の位置
に配置された出力部を通してユニットから放出される。
検出器本体１０７は二つに分かれており、検出器本体１
０７は蓋１１０を具備する。蓋１１０はＯリングシール
１１１と一緒に気密なサンプル室１０６を提供する。ガ
ルバーニ型のＯ2 検出器１１５が蓋１１０内に配置され
る。蓋１１０は、複数のねじ１１６または他の適切な方
法によって検出器本体１０７に取り付けられる。Ｏ2 検
出器１１５はサンプル室１０６内に延びている。このＯ
2 検出器１１５は、サンプル内に含まれる原子状酸素と
直接的に反応してサンプルガスのＯ2 含量に比例した出
力を提供するようにするタイプの検出器である。サーモ
パイル（熱電対列）型の赤外線検出器１１７が、シール
１１８によって包囲されて蓋部材１１０内に配置され
る。サンプルセル１０６の反対側にはシール１２１によ
って包囲された赤外線源１２０が配置される。赤外線源
１２０は、サンプル室１０６を貫通して赤外線検出器１
１７上に衝突する赤外エネルギのビームを確立する。赤
外線源１２０には赤外線源１２０の表面上のウィンドウ
の形式の帯域フィルタが設けられ、この帯域フィルタ
は、ＣＯ2 による既知の吸収作用を有する波長の赤外放
射の狭いビームをサンプル室１０６を通して放射する。
斯くして、赤外線源１２０によって放射されるビームの
赤外線検出器１１７の出力に反映される減衰は、サンプ
ル室１０６内に入っているサンプルのＣＯ2 含量に直接
的に比例し、またはＣＯ2 含量に対して既知の関係を有
する。
【００２９】Ｏ2 検出器１１５は、図２に示される常時
閉鎖形ソレノイド弁４８を開放することによってサンプ
ル室１０６内に周囲空気を導入することにより較正され
る。赤外線源１２０と赤外線検出器１１７とによって形
成される非分散型赤外検出器は、サンプル室１０６内に
旋回可能に取り付けられたプラスチック本体または較正
ウィンドウ１３０を設けることによって較正される。較
正ウィンドウ１３０は、ＣＯ2 分析用の関係する帯域幅
において既知のＣＯ2 吸収特性を有する硬質プラスチッ
クから形成される。このプラスチックには、サンプル室
１０６内の既知のＣＯ2 含量に匹敵する減衰の程度を自
動的に提供する予め定められた厚さが与えられる。斯く
して、代謝率分析装置１０の自動較正中に較正ウィンド
ウ１３０が赤外線源１２０と赤外線検出器１１７間の光
学経路内に移動されて、サンプルガス室１０６内の予め
定められたＣＯ2 含量に対応する予め定められた量だけ
赤外ビームを自動的に減衰させるようにする。これによ
り、較正ガス又は基準セルを参考にすることなく赤外線
検出器１１７の出力の自動較正が与えられる。検出器本
体１０７内に支承された回転可能なシャフト１３１に較
正ウィンドウ１３０を固定することにより、較正ウィン
ドウ１３０がガス室１０６内に正逆運動（ｒｅｃｉｐｒ
ｏｃａｌ ｍｏｔｉｏｎ）可能に取り付けられる。シャ
フト１３１はクランクシャフト１３４によってリニアソ
レノイドアクチュエータ１３３に連結される。較正ウィ
ンドウ１３０は止めねじ１３５によってシャフト１３１
の端部に取り付けられる。斯くして、較正中にリニアソ
レノイドアクチュエータ１３３がマイクロプロセッサの
駆動回路９３によってパルス駆動されたとき、クランク
シャフト１３４がシャフト１３１及びプラスチック本体
１３０を移動させる。シャフト１３１は適切なシール１
３６及び軸受１３８によって包囲される。
閉鎖形ソレノイド弁４８を開放することによってサンプ
ル室１０６内に周囲空気を導入することにより較正され
る。赤外線源１２０と赤外線検出器１１７とによって形
成される非分散型赤外検出器は、サンプル室１０６内に
旋回可能に取り付けられたプラスチック本体または較正
ウィンドウ１３０を設けることによって較正される。較
正ウィンドウ１３０は、ＣＯ2 分析用の関係する帯域幅
において既知のＣＯ2 吸収特性を有する硬質プラスチッ
クから形成される。このプラスチックには、サンプル室
１０６内の既知のＣＯ2 含量に匹敵する減衰の程度を自
動的に提供する予め定められた厚さが与えられる。斯く
して、代謝率分析装置１０の自動較正中に較正ウィンド
ウ１３０が赤外線源１２０と赤外線検出器１１７間の光
学経路内に移動されて、サンプルガス室１０６内の予め
定められたＣＯ2 含量に対応する予め定められた量だけ
赤外ビームを自動的に減衰させるようにする。これによ
り、較正ガス又は基準セルを参考にすることなく赤外線
検出器１１７の出力の自動較正が与えられる。検出器本
体１０７内に支承された回転可能なシャフト１３１に較
正ウィンドウ１３０を固定することにより、較正ウィン
ドウ１３０がガス室１０６内に正逆運動（ｒｅｃｉｐｒ
ｏｃａｌ ｍｏｔｉｏｎ）可能に取り付けられる。シャ
フト１３１はクランクシャフト１３４によってリニアソ
レノイドアクチュエータ１３３に連結される。較正ウィ
ンドウ１３０は止めねじ１３５によってシャフト１３１
の端部に取り付けられる。斯くして、較正中にリニアソ
レノイドアクチュエータ１３３がマイクロプロセッサの
駆動回路９３によってパルス駆動されたとき、クランク
シャフト１３４がシャフト１３１及びプラスチック本体
１３０を移動させる。シャフト１３１は適切なシール１
３６及び軸受１３８によって包囲される。
【００３０】上述の説明は例示的なものであって、好ま
しい実施例の説明としてのみ考えられるべきである。本
発明を利用するときに、当業者には種々の変更が明らか
になるであろう。特許請求の範囲に記載された範囲内に
入る本発明のこのようなすべての変更が本発明の範囲内
に含まれるべきである。
しい実施例の説明としてのみ考えられるべきである。本
発明を利用するときに、当業者には種々の変更が明らか
になるであろう。特許請求の範囲に記載された範囲内に
入る本発明のこのようなすべての変更が本発明の範囲内
に含まれるべきである。
【図１】本発明による代謝率分析装置の斜視図である。
【図２】本発明による代謝分析装置の機能を示す線図で
ある。
ある。
【図３】代謝率分析装置の流量検出器内のオリフィス板
の平面図である。
の平面図である。
【図４】代謝率分析装置の真空調圧器の、部分的に断面
で示した立面図である。
で示した立面図である。
【図５】典型的な呼吸における流量対時間の関係をプロ
ットした線図である。
ットした線図である。
【図６】高流量かつ高呼吸率の条件下における流量およ
び流量信号を示す線図であって、（ａ）は流量対時間の
関係を示しており、（ｂ）は（ａ）の部分拡大図であっ
て高流量かつ高呼吸率条件に関連した狭いパルス幅およ
び導関数拡大を示しており、（ｃ）はソレノイド作動型
計量弁を駆動する周波数が比例したディジタル流量信号
を示している。
び流量信号を示す線図であって、（ａ）は流量対時間の
関係を示しており、（ｂ）は（ａ）の部分拡大図であっ
て高流量かつ高呼吸率条件に関連した狭いパルス幅およ
び導関数拡大を示しており、（ｃ）はソレノイド作動型
計量弁を駆動する周波数が比例したディジタル流量信号
を示している。
【図７】低流量かつ低呼吸率（基礎率（ｂａｓｉｌ））
の条件下における流量と時間の関係を示す線図であっ
て、（ａ）は流量対時間の関係をプロットした線図であ
って低流量に順応するためのパルス幅調節および導関数
拡大を示しており、（ｂ）は（ａ）の部分拡大図であっ
て代謝率分析装置の有効サンプル体積を増大させるため
に基礎流量条件下で使用される幅のより広いパルス繰返
数および導関数拡大を示している。
の条件下における流量と時間の関係を示す線図であっ
て、（ａ）は流量対時間の関係をプロットした線図であ
って低流量に順応するためのパルス幅調節および導関数
拡大を示しており、（ｂ）は（ａ）の部分拡大図であっ
て代謝率分析装置の有効サンプル体積を増大させるため
に基礎流量条件下で使用される幅のより広いパルス繰返
数および導関数拡大を示している。
【図８】代謝率分析装置のマイクロプロセッサの機能を
示す線図である。
示す線図である。
【図９】Ｏ2 及びＣＯ2 検出器組体の分解斜視図であ
る。
る。
【図１０】０．５Hzでソレノイド作動型計量弁を駆動す
る周波数が比例したディジタル信号を示す線図である。
る周波数が比例したディジタル信号を示す線図である。
【図１１】７５Hzでソレノイド作動型計量弁を駆動する
周波数が比例したディジタル信号を示す線図である。
周波数が比例したディジタル信号を示す線図である。
１０…代謝率分析装置 １１…コンソール １２…流量検出器 １６…マウスピース ３０…ＣＯ2 検出器 ３１…Ｏ2 検出器 ３３…計量弁 ３４…真空調圧器 ３５…ポンプ ３６…マイクロプロセッサ ３８…流量絞り（オリフィス板） ４０…差圧変換器
Claims (27)
- 【請求項１】 代謝分析装置であって、 呼吸ガスのＣＯ2 含量を測定するためのＣＯ2 検出器
と、 呼吸ガスのＯ2 含量を測定するためのＯ2 検出器と、 呼吸ガスの流量を表わす流量信号を提供するための流量
検出器と、 呼吸ガスの全体積に対して既知の体積関係を有する呼吸
ガスのサンプルを送り出すための計量弁と、 該計量弁から呼吸ガスのサンプルを引き込むと共にサン
プルを該ＣＯ2 検出器および該Ｏ2 検出器に送り出すた
めのポンプと、 該流量信号を、呼吸ガスの全体積に対して既知の体積関
係を有する呼吸ガスのサンプルを提供するように該計量
弁に印加されるサンプリング信号に変換するためのプロ
セッサとを具備し、該プロセッサが呼吸ガスの全体積を
決定すると共に、該プロセッサが、代謝率の測定値を与
えるように全体積とＣＯ2 含量とＯ2 含量との相関をと
る、代謝分析装置。 - 【請求項２】 上記計量弁から呼吸ガスのサンプルを受
け取ると共に呼吸ガスのサンプルを上記ポンプに送り出
すための調圧器を更に具備する、請求項１に記載の代謝
分析装置。 - 【請求項３】 上記ポンプには第１の出力と第２の出力
とが設けられ、該ポンプの該第１出力は混合呼吸ガスの
ループ流れを提供するように上記調圧器に向けられ、該
第２出力は混合呼吸ガスのサンプルを提供するように上
記ＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器に向けられる、請求項
２に記載の代謝分析装置。 - 【請求項４】 上記調圧器は、予め定められた負圧に維
持された調圧器出力ポートを有する真空調圧器を具備す
る、請求項２に記載の代謝分析装置。 - 【請求項５】 上記調圧器は更に、呼吸ガスを受容する
ために上記計量弁に接続された調圧器入力ポートを具備
する、請求項４に記載の代謝分析装置。 - 【請求項６】 上記調圧器は更に調圧器再循環ポートを
具備し、上記ポンプにはポンプ入口とポンプ出口とが設
けられ、該ポンプ入口が上記調圧器出力ポートに接続さ
れると共に該ポンプ出口が該調圧器再循環ポートに接続
されて混合呼吸ガス用のループを提供するようにした、
請求項５に記載の代謝分析装置。 - 【請求項７】 上記ポンプ出口が上記ＣＯ2 検出器およ
び上記Ｏ2 検出器にも接続されて、上記計量弁が呼吸ガ
スを上記真空調圧器に解放したときに混合呼吸ガスのサ
ンプルを該ＣＯ2 検出器および該Ｏ2 検出器に与えるよ
うにした、請求項６に記載の代謝分析装置。 - 【請求項８】 上記ＣＯ2 検出器およびＯ2 検出器を測
定および較正するように周囲空気を導入するために上記
調圧器入力ポートに接続された較正弁を更に具備する、
請求項７に記載の代謝分析装置。 - 【請求項９】 上記調圧器は真空調圧器であり、該真空
調圧器は、 ガス室を形成する調圧器本体を具備し、 更に、上記計量弁から呼吸ガスを受け取るための調圧器
入力ポートを具備し、 更に、呼吸ガスを上記ポンプに送り出すための調圧器出
力ポートを具備し、 更に、該調圧器入力ポートと該調圧器出力ポート間に配
置された可撓性ダイアフラムを具備し、該ダイアフラム
は該ガス室を、該調圧器入力ポート及び該調圧器出力ポ
ートに夫々流体連通する入力側部および出力側部に分割
し、 更に、該ガス室の該入力側部と該出力側部間の流体連通
を確立するために該ダイアフラム内に配置された調圧器
計量ポートを具備し、 更に、該調圧器出力側部に流体連通する調圧器再循環ポ
ートを具備し、 更に、上記調圧器出力ポートに呼吸ガスを供給するため
に上記ガス室の上記出力側部内に配置された調圧器移送
ポートを具備し、該ダイアフラムを貫通する上記計量ポ
ートを除いて該移送ポートを標準的に閉鎖された状態に
保つように該ダイアフラムが該移送ポートに対してばね
付勢されており、 上記ポンプにはポンプ入口とポンプ出口とが設けられ、
該ポンプ入口が上記調圧器出力ポートに接続されると共
に該ポンプ出口が上記調圧器再循環ポートに接続されて
混合呼吸ガス用のループを形成するようにし、 上記ポンプ出口が上記ＣＯ2 検出器および上記Ｏ2 検出
器に接続されて、上記計量弁が所定体積の呼吸ガスを上
記真空調圧器の上記ガス室の上記入口側部に導入したと
きに混合呼吸ガスのサンプルを該ＣＯ2 検出器およびＯ
2 検出器に提供するようにした、請求項２に記載の代謝
分析装置。 - 【請求項１０】 上記流量検出器は、呼吸ガスの流れに
絞り作用を与えるオリフィスと、該オリフィスを横切る
圧力降下を測定するための差圧変換器とを具備する、請
求項１に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１１】 上記オリフィスが板内に配置され、か
つ該オリフィスがシャーププレートオリフィスを具備す
る、請求項１０に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１２】 上記差圧変換器が、上記シャーププレ
ートオリフィスを通る呼吸ガスの流量の二乗に比例する
流量信号を与える、請求項１１に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１３】 上記シャーププレートオリフィスが十
字形状をなす、請求項１２に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１４】 上記流量検出器が、呼吸ガスの流量に
対して既知の関係を有する流量信号を提供し、該代謝分
析装置は更に、可変周波数の出力を有するパルス発生器
を具備し、該パルス発生器の出力の周波数が呼吸ガスの
流量に比例するように該パルス発生器の出力の周波数が
上記プロセッサと流量信号とによって制御される、請求
項１に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１５】 上記パルス発生器が可変パルス幅の出
力を有し、上記プロセッサは流量信号を監視することに
よって調べられた個体の呼吸率を決定し、該プロセッサ
は該パルス発生器の出力のパルス幅を制御し、該プロセ
ッサは呼吸率が高いときにはパルス幅を減少させると共
に呼吸率が低いときにはパルス幅を増大させて代謝分析
装置の有効サンプル体積を制御するようにした、請求項
１４に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１６】 上記計量弁は、体積が比例する呼吸ガ
スのサンプルを送り出すように上記パルス発生器の出力
に応答する、請求項１４に記載の代謝分析装置。 - 【請求項１７】 上記計量弁は、作動コイルを有する常
時閉鎖型のばね付勢されたソレノイド弁を具備し、該作
動コイルは、上記パルス発生器の出力が該作動コイルに
印加されたときにばねの付勢力に打ち勝ち、斯くして上
記計量弁を開放して体積が比例する呼吸ガスのサンプル
を送り出すようにした、請求項１６に記載の代謝分析装
置。 - 【請求項１８】 上記流量検出器は、呼吸ガスの流量に
対して既知の関係を有する流量信号を提供し、上記プロ
セッサは、流量信号を受け取り、呼吸ガスの流量値を周
期的に決定し、かつ該流量値を加算し、斯くして呼吸ガ
ス流量を時間で有効に積分することにより呼吸ガスの全
体積の測定値を与えるようにした、請求項１に記載の代
謝分析装置。 - 【請求項１９】 上記流量検出器はシャーププレートオ
リフィスと差圧変換器とを具備し、該差圧変換器の出力
は上記流量信号を具備し、該流量信号の平方根が呼吸ガ
スの流量値を表わし、上記プロセッサは、周期的に該流
量信号をサンプリングし、流量値を形成するように該流
量信号の平方根をとり、該流量値を加算し、形成された
流量値の個数によって除算し、かつ経過時間によって乗
算して、ディジタル積分によって呼吸ガスの全体積の測
定値を与えるようにした、請求項１８に記載の代謝分析
装置。 - 【請求項２０】 上記流量検出器は呼吸ガスの流量に対
して既知の関係を有する流量信号を提供し、上記プロセ
ッサは流量信号を受け取ると共に周期的に流量信号をサ
ンプリングし、該プロセッサは、周期的に流量値を決定
し、かつ複数の流量値を比較して該流量値の変化（傾
斜）の時間率を決定するようにし、該プロセッサは、傾
斜が増大しているときには周期的なサンプル率を増大さ
せると共に傾斜が減少しているときには周期的なサンプ
ル率を減少させて代謝分析装置のサンプル率の導関数拡
大を与えるようにした、請求項１に記載の代謝分析装
置。 - 【請求項２１】 上記流量検出器はシャーププレートオ
リフィスと差圧変換器とを具備し、該差圧変換器の出力
は上記流量信号を具備し、該流量信号の平方根が上記流
量値を具備し、上記プロセッサは、周期的に該流量信号
の平方根を決定すると共に該流量信号の平方根の傾斜を
決定する、請求項２０に記載の代謝分析装置。 - 【請求項２２】 上記Ｏ2 検出器がガルバーニ電池を具
備する、請求項１に記載の代謝分析装置。 - 【請求項２３】 上記ＣＯ2 検出器が非分散型赤外ガス
分析計を具備する、請求項１に記載の代謝分析装置。 - 【請求項２４】 上記非分散型赤外ガス分析計は、 ＣＯ2 による既知の吸収作用を有する帯域幅の赤外線エ
ネルギ源を具備し、 更に、サンプルセルを具備し、呼吸ガスが該サンプルセ
ルを通過し、 更に、赤外線検出器を具備し、 該赤外線源が該サンプルセルの一方の側に配置され、該
赤外線検出器が、呼吸ガスのＣＯ2 含量による赤外線の
吸収を測定すると共に呼吸ガスのＣＯ2 含量を表わす信
号を提供するように該サンプルセルの他方の側に配置さ
れる、請求項２３に記載の代謝分析装置。 - 【請求項２５】 上記非分散型赤外ガス分析計は更に、
調べられているガス内の予め定められたＣＯ2 含量に対
応する赤外線エネルギの既知の吸収作用を有する本体を
具備し、更に、該非分散型赤外ガス分析計を較正するた
めに該本体を上記赤外線源と上記赤外線検出器間に正逆
運動可能に配置するための輸送部を具備する、請求項２
４に記載の代謝分析装置。 - 【請求項２６】 代謝率分析装置であって、 呼吸ガスのＣＯ2 含量を測定するためのＣＯ2 検出器を
具備し、 更に、呼吸ガスのＯ2 含量を測定するためのＯ2 検出器
を具備し、 更に、流量絞りを具備し、呼吸ガスが該流量絞りを通る
ように向けられ、 更に、該流量絞りを通る呼吸ガスの流量を表わす差圧信
号を提供するために該流量絞りに連結された差圧検出器
を具備し、 更に、呼吸ガスのサンプルを送り出すために呼吸ガス源
に接続されたソレノイド作動型計量弁を具備し、 更に、サンプルを受け取るための真空調圧器を具備し、 更に、該真空調圧器からサンプルを引き込むと共にサン
プルを上記ＣＯ2 検出器および上記Ｏ2 検出器に送り出
すためのポンプを具備し、 更に、上記差圧信号を、該差圧信号を確立した呼吸ガス
の体積流量を表わす流量信号に変換するためのプロセッ
サを具備し、該プロセッサは、呼吸ガスの全体積に対し
て既知の体積関係を有する呼吸ガスのサンプルを提供す
るように上記ソレノイド作動型計量弁に印加される電力
を調節するために該流量信号を使用し、該プロセッサ
は、呼吸ガスの全体積を決定すると共に、代謝率の測定
値を与えるように全体積とＣＯ2 含量とＯ2 含量との相
関をとる、代謝率分析装置。 - 【請求項２７】 代謝率分析装置であって、 呼吸ガスのＣＯ2 含量を表わすＣＯ2 信号を提供するた
めのＣＯ2 検出器を具備し、 更に、呼吸ガスのＯ2 含量を表わすＯ2 信号を提供する
ためのＯ2 検出器を具備し、 更に、シャーププレートオリフィスを具備し、呼吸ガス
が該シャーププレートオリフィスを通るように向けら
れ、 更に、該オリフィスの両側での呼吸ガスの圧力差を表わ
す圧力信号を提供するための差圧変換器を具備し、 更に、呼吸ガスのサンプルを送り出すために呼吸ガス源
に接続されたソレノイド作動型計量弁を具備し、 更に、呼吸ガスのサンプルを受け取るための真空調圧器
を具備し、 更に、該真空調圧器から呼吸ガスのサンプルを引き込む
ためのポンプを具備し、該ポンプには第１の出力と第２
の出力とが設けられ、 該ポンプの該第１出力が該真空調圧器に向けられて混合
呼吸ガスのループ流れを提供するようにし、 該ポンプの該第２出力は、混合呼吸ガスを上記ＣＯ2 検
出器および上記Ｏ2 検出器に送り出すために該ＣＯ2 検
出器および該Ｏ2 検出器に向けられ、 更に、上記圧力信号を周期的にサンプリングすると共に
呼吸ガスの流量を表わす流量信号を与えるために該圧力
信号の平方根をとるためのプロセッサを具備し、 更に、該プロセッサ及び該流量信号によって制御される
可変周波数および可変パルス幅を有するパルス発生器を
具備し、該パルス発生器の出力の周波数は流量信号の増
大と共に増大し、かつ流量信号の減少と共に減少し、該
パルス発生器の出力が上記ソレノイド作動型計量弁に印
加され、 上記プロセッサは、該流量信号を加算し、採用された流
量信号の個数によって除算し、かつ経過時間によって乗
算して呼吸ガスの全体積の測定値を与えるようにし、斯
くして該流量信号を有効に積分し、 該プロセッサは、呼吸率を測定するために上記流量信号
を監視し、呼吸率が低いときには上記パルス発生器の出
力のパルス幅を増大させると共に呼吸率が高いときには
パルス幅を減少させ、斯くして代謝率分析装置の有効な
サンプル体積を制御し、 該プロセッサは上記圧力信号をサンプリングするための
可変周期を有すると共に上記ソレノイド作動型計量弁を
駆動し、該プロセッサは上記流量信号の傾斜を決定し
て、傾斜が増大しているときには周期を減少させると共
に傾斜が減少しているときには周期を増大させるように
し、斯くして上記サンプリングの可変周期の導関数拡大
を行い、 該プロセッサは、代謝率の測定値を与えるように呼吸ガ
スの全体積の上記測定値と上記ＣＯ2 信号と上記Ｏ2 信
号との相関をとる、代謝率分析装置。
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