JPS6141439A - 心肺活動試験及び表示装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野一本発明は電子医療計測装置、より詳細には
運動中の心臓及び肺の能力を評価する一息ごとのリアル
タイム心肺訓練装置に関する。

従来技術の説明−従来技術の訓練モニタ及び装置は運動
中の個人の心肺の一息ごとの分析を行うことができなか
った。

従来技術の最も早期の訓練モニタは個人がダクラスバッ
クや気球等のバッグに息を吐いてそれを手で集めていた
。次に研究所の技師が運動の終りにガス分析器を使用し
てバッグ内のガスを分析し吐き出されたＣＯ２及び０２
を決定していた。さらに呼気量の分析にはバッグの中味
をガス計量器（チソット）に吐き出して収集期間中に吐
き出されたガス量を秤量することが含まれていた。この
生データからいくつかの可能な心肺パラメータを決める
のにさまざまな手計算を必要とした。

ルな行って平均呼気濃度を決定する混合室である。

呼気量は前記バッグ法もしくはタービン等の別の体積変
換装置により測定される。

従来技術は全て一息ごとに分析を行って運動期間中の最
初の重要な呼吸を分析することができない。従来技術の
装置は工具及びリハビリテーションの評価に代表的に存
在するある小期間を説明することができず、従って個人
の心肺の活動及びパラメータの標準評価を行うベースラ
インを得ることができない。

本発明の心肺訓練装置はリアルタイム分布処理装置であ
り、最初の呼吸で始まって特定時間間隔だけ継続する各
呼吸を分析して休息中もしくはストレスを受けている場
合の個人の監視を行うことができる。

発明の概要 本発明は心肺Ｗ１１練装置を提供し、それは休息中もし
くは、より重要なことであるガストレス訓練期間中の個
人の心肺活動をリアルタイムで一息ごとに分析して複数
個のパラメータを測定するマイクロプロセッサベース波
形分析器を含んでいる。

本装置は心肺器官問題を突き止めたり個人の身体の適性
を一般的に評価するのに使用できる。本装置は専用のニ
ーずアクセス診断装置であり、個人の基本的新陳代謝機
能を一息ごとのベースで出力するか、もしくは最初の呼
吸で始まりストレス状態での個人の訓練期間中継続する
使用者の指定する時間間隔にわたって出力するか、もし
くは休息状態で監視する。

本発明の実施例に従ってマイクロプロセッサベース波形
分析器が提供され、それは入力として心肺トランスジュ
ーサからの出力を受信して個人の心肺パラメータのリア
ルタイム、−息ごとの分析を行うように接続されている
。例えば入力にはニューモタコグラフ、０２分析器、ｃ
ｏ２分析器、ＥＣＧ　％ニタ及び所望する場合、光サイ
クルエルゴメータ、踏車、他種の心臓ストレス装置及び
エア酸素濃度計を含むことができる。波形分析器はコン
ピュータの制御の元で作動して、トランスジューサから
のアナログ信号をデジタル信号にサンプル且つ変換し同
時に信号の位相変移を補償して記憶し後に計算する。波
形分析器はホストコンｔユータの制御の元で個人の心肺
パラメータを定義するデジタルデータを送信してテープ
やディスクやＣＲＴ上のグラフインクディスクプレイや
ハードコピープリンタに記録するように構成されている
。

呼吸量、−分換気量、呼吸数、心拍数、最終呼吸の吸気
時間、前の呼吸の総時間、最小Ｃ○２及び０２、ＣＯ２
及び０２尖頭値、Ｃ０２及び０２量等のパラメータを記
憶、表示もしくは記憶することができる。本装置は無気
閾値に達するまでストレス状態の元で患者のリアルタイ
ム監視を行うことができる。ストレスを除去すると心肺
機能の回復を観察することができる。−息ごとのベース
で監視を行うため、不必要な患者の努力や危険を解消す
ることができ、これは患者が心肺のリハビリテーション
を受けている場合に重要なことである。

サンプリングは例えば各動的チャネル上で毎秒１００回
行って波形分析器により比較的連続的に情報の更新を処
理することができろ。波形分析器は独得な制御を行って
各呼吸を処理するだけでなくせきや飲込み等の結果生じ
る不調和な呼吸パターンを検出する。

本発明のもう一つの重要な特徴は心肺訓練装置が含まれ
ていて処置及びリハビリテーションプログラム中に適性
問題や心肺器官の病気を診断できることである。本装置
は一息ごとのペースで個人の心肺パラメータをグラフィ
ックディスプレイもしくはデータ一覧表の形式で瞬時表
示する１個の専用電子アセンブリを具備している。印刷
された出力は後に払戻しか保険によるものかあるいは政
府の医療払戻プログラムによるものかという医療費払戻
しの促進に使用されろ。

本発明のもう一つの重要な局面及び特徴はストレステス
トを行う心肺訓練装置である。患者はサイクルエルゴメ
ータ、踏車もしくは他の装置を使用して作業を行い、こ
のような作業を行いながら無気閾値等のある種の新陳代
謝パラメータを決定することができる。こうして所定の
安全閾値を越えないように患者を制約することができる
。これは健康状態の診断を受けている個人にとって特に
重要であり、特に訓練により患者に危険がもたらされる
と考えられるような場合に患者の不必要な努力や不快感
を解消する。

本発明のもう一つの重要な局面及び特徴は臨床環境にお
いて訓練テストのガス交換を一息ごとに分析できること
であり、急速に進歩しつつある増進訓練テストを行うこ
とができる。増進すなわち傾斜訓練の研究を使用して患
者の無気パラメータに関する完全な情報を得ることがで
きる。この種の急速に進歩する訓練テストにより患者の
疲労を最少限とし訓練を中止した後の急速な回復が可能
となる。これはテストを繰り返して訓練に対する身体の
応答に及ぼす薬事及び酸素処理を評価できるため有利で
ある。

本発明の実施例のある特徴について説明してきたが、リ
アルタイムで一息ごとの分析を行って休息中もしくはス
トレステスト中の個人を監視する心肺訓練装置を提供す
ることが本発明の主目的である。

臨床応用において柔軟性があり、患者にとって安全且つ
簡便で、最大酸素摂取量（最大■０２）測定における分
解能及び精度が改善され、　０２摂取機構、ＣＯ２出力
及び訓練中の換気を測定することができ、全訓練テスト
中の最終呼吸量を測定して傾向を知ることができ、ノ・
−トコビーにより訓練テストの実施、報告及び記録時間
を低減することができる心肺訓練装置を提供することも
本発明の目的である。

分布された処理装置間に指示通りタスクを割り当てて協
働ベースで作動する複数のデータ処理装置を使用した心
肺テスト装置を提供することも本発明の目的である。特
に第１の処理装置はさまざまな新陳代謝パラメータのサ
ンプリングを制御し、サンプルされた値をデジタル光示
に変換し、デジタルデータを使用してさまざまな計算を
行うのに使用される。第２の処理装置は印字、作図及び
ディスプレイ装置と一緒に使用して使用者に有意データ
を与える。

複数のアナログ入力パラメータのサンプリングを行う波
形分析器を具備し、該波形分析器はアナログ信号をデジ
タル信号に変換して０２及びＣＯ２濃度に関する動的信
号の位相変位を調整しそれらを時間的に適切に調整して
流量と相関ずける回路を含む心肺訓練装置を提供するこ
とも本発明の目的である。すなわち波形分析器は呼気及
び吸気流をデジタル化して、これらの信号を記憶し呼気
流信号と０２及びＣ０２信号間の位相遅延を修正する回
路も含んでいる。

呼吸量、呼吸数、吐出換気、分圧最終呼吸０２量、分圧
最終呼吸ＣＯ２量、ｏ２摂取量、ＣＯ２出力、呼吸比、
０２換気等量、Ｃ０２換気等量、心拍数、０２パルス及
び０２飽和を含む複数のパラメータを一息ごとのペース
でリアルタイムに表示もしくは作図する心肺訓練装置を
提供することも本発明の目的である。これらのパラメー
タは本発明のパラメータを制約するものではなく説明上
単に例としてあげたにすぎない。

実施例の説明 訓練装置１０の実施例からなるハードウェア要素の斜視
図及びそのシステムブロック図を夫々示す第１図及び第
２図において、装置ラックすなわちフレーム１２はマウ
スピース１６に接続されたニューモタコグラフ１４を含
む複数個のモジュールを含んでいる。マウス２−ス１６
の近くには差動トランスジューサ１８及び呼吸中に気流
に比例したアナログ電気信号を出すのに使用するキャリ
ア／復調増幅器２０が配置されている。さまざまな種類
のニューモタコが市販されているので、ユニットの詳細
構造をここで説明する必要はないと思われる。第１図に
示すように１組のフロー管２２がマウスピース１６間に
接続されており酸素（０２）分析器２４及び炭酸ガス（
ＣＯ２）分析器２６につながっている。

ＣＲＴディスプレイ２８ａ及びストリップレコーダ２８
ｂをｉするＥＣＧモニタレコーダ２８が個人のＥＣＧ出
力を出す。第２図及び第３図について後記するように、
波形分析器３０はニューモタコ１４、ＥＣＧモニタレコ
ーダ２８、０２分析器２４及びＣ○２分析器２６に接続
されている。波形分析器３０はまたサイクルエルゴメー
タ３２、踏車３４、オシ亨イカルエア酸素濃度計３６及
び心臓ストレス装置３８にも接続することができる。構
成要素２４〜３８は従来技術で得られるものであり、後
記するように波形分析器３０に接続されるもう一つのラ
ンクは第２図に略示するように中央処理装置４０、陰極
線管ディスプレイ４２、テレタイプライタキーボード４
４、グラフインク複写器４８、テープドライブ５０及び
オプションディスク５２を含んでいる。

プリング付勢２本棒リンクにより装置ラック１２から支
持されているためテスト中の人間は心地よくマウスピー
スを口にくわえることができ、他の装置の重量はリンク
構成により支持される。本装置２ 置１０は個人の呼吸機構からの呼気のサンプリングを行
う他に呼吸及び心臓機能の正確な一息ごとの測定を行う
ことができる。

第２図は後記するさまざまな要素１４〜５２の相互接続
を示す心肺訓練装置１０のブロック図である。波形分析
器は概略が第３図に示され、システム入出力装置１４〜
３８の複数の直列入出力チャネルを有している。波形分
析器３０はコンピュータ４０に接続されている。

圧カドランスジューサ１８（第２図）はマウスピース１
６からの呼吸中に得られる差圧を呼気流に直接比例する
電気信号に変換するように作動する、電気信号は波形分
析器３０の第１の入力チャネル（ＣＩ（１）に加えられ
る。

図示しないサンプル管がマウスピース１６から００２分
析器２６の入力に接続されている。分析器２６は赤外吸
収技術を使用して混合呼気内の炭酸ガス濃度を測定する
ように設計された多くの市販装置の中の一つとすること
ができる。しかしながら混合気内のＣＯ２分圧を測定す
る他種の装置もあリ、本発明は赤外吸収型ＣＯ２分析器
の使用に制約されるものではない。分析器２６の出力は
監視呼吸サイクル中のリアルタイムＣ○２濃度に対応す
る電気的アナログ波形である。この電気信号は波形分析
器３０の第２の入力チャネルに加えられる。

同様に呼気はマウスピース１６から０２分析器２４０入
口部に通され、０２分析器２４もサンプルされる混合気
内の酸素の分圧の測定値である電気的出力を出す。この
電気的信号は波形分析器３０の第３の入力チャネルに加
えられる。

第３図に示すように好ましくは波形分析器３０はアナロ
グ波形を分析するマイクロプロセッサペース装置であり
、受信波形を所定標準と比較し標準と合致しない波形に
ついては後の処理を行わない。この点について波形分析
器は受信波形の尖頭値及び入力信号の周波数に対応する
値を測定及び記憶することができる。波形分析器を汎用
デジタルコン２ユータとすることができるホストＣＰＵ
４０等の外部装置の制御下におくこともできる。

波形分析器３０９には直列インターフェイスが設けられ
ている。波形分析器３０内にマイクロプロセッサ壓制御
器を含むことにより、ユニットをプログラムしてさまざ
まな入力を分析しデータに所望シーケンスで特定タスク
を行うようにすることができる。

波形分析器３０の１．２．３及び４チヤネルには代表的
に４つのアナログ波形が生じ、それらは夫々気流、混合
呼気内の炭酸ガス及び酸素値及び心拍数に比例する。心
拍数信号はＥＣ（）　２　Ｂから簡便に得ることができ
波形分析器３０のチャネル４に加えられる。所定の他の
信号の他にこれらの入力信号に基いて、波形分析器３０
は受信データを処理し、最終呼吸量、換気、最終吸気時
間、総最終呼吸時間、呼吸数等のパラメータを出すよう
に構成されている。炭酸ガス分析器２６からのアナログ
波形を使用して、波形分析器は最終呼吸におけるＣｏ２
呼気量だけでなくＣＯ２尖頭値、ベースライン値を計算
するようにプログラムすることができる。同様に酸素分
析器２４から得られるアナログ信号は波形分析器３０内
で処理して０２尖頭値、コｂ ０２ベースライン及び前の呼吸における０、呼気量を出
すことができる。波形分析器のチャネル４に加わる心拍
数信号は単なる単位時間当りの心拍数にすぎない。

波形分析器３０からの直列デジタルデータは直列インタ
ーフェイスを介して受信データにさまざまな計算を行う
ようにプログラムされたコンピュータ４０にガロえるこ
とができる。コンピュータは例えば各呼吸に対してｌ７
分の換気量を計算し計算結果をビデオディスプレイ端末
装置４２もしくはプリンタ／プロッタに表示する。さら
にコンピュータ４０はＣＲＴディスプレイスクリーン４
２上に一連のテキス）！命令を一時的に表示し医療技師
が装置を適正に較正して使用することができるようにプ
ログラムすることができる。すなわちビデオディスプレ
イ４２は初期較正及び後の患者のテスト機能を行うのに
とるべきステップを順次表示することもできる。こうし
てコンピュータとディスプレイ能力とにより装置は相互
に作用され、人間の熟練の必要性が少なくなる。

第３図において、波形分析器３０は例えばＣＨ２−ＣＨ
２の複数の入力チャネルを有するアナログ人カマルチゾ
レクサ５４を有し、これに気流測定装置１４．１８，２
０、ガス分析装置２４．２６及びＦＣＣ）モニタ２８が
接続されている。マルチプレクサ５４は従来の一般的な
方法で作動して内部のマイクロプロセッサからマルチプ
レクサの選定器入力５８に加わる信号に従って任意のチ
ャネルを一時に一つづつ順次に出力線５６に接続する。

出力線５６はアナログ／デジタル変換器６０の一人力に
接続され、既知の方法で入力に加わるアナログ信号を２
進コードパターンもしくは語として並列出力線６２上に
出力する。

Ａ／Ｄ変換器６０の出力はパス構成マイクロプロセッサ
６６の入力レジスタ６４に接続されている。マイクロプ
ロセッサは演算モジュール７２、制御モジュール７４及
びメモリモジュール７６の他にデータ？々ス６８及び制
御パス７０を含んでいる。各モジュールは制御パス７０
を介して制御信号を受信しデータバス６８を介してオペ
ランド情報を送受信する。こうして制御モジュール７４
の制御の下でデータバス６８を介してメモリ７６へ入力
レジスタ６４からの情報が転送される。替りにデータバ
ス６８を介してメモリモジュール７６ト演算モジユール
７２間でデータを転送することができる。

メモリ７６、演算モジュール７２もしくは制御モジュー
ル７４からのデータもデータバス６８を介して出力レジ
スタ７８に転送することができる。

直列ｒ−タ送信をする場合には、出力レジスタ７８は個
々の段を直列インターフェイス８０内の並列直列変換器
に加え、そこからの線８２上の直列出力を制御パスを介
して直列インターフェイスクロック入力８４に加えられ
る制御信号で決る速度でクロックアウトすることができ
る。各呼吸の完了時もしくは６０秒まで選定可能な使用
者選定時間間隔を指定することにより、波形分析器３０
からのデータは第２図のＣＲＴ　ｒイスプレイ４２もし
くはハードコピープリンタ／プロッタ装置４４の制御に
使用するホストコンざユータ４０に転送することができ
る。

動作モード 心肺訓練装置１０の動作を最初第４図に関して説明する
。

第４図は第１図〜第３図、特に第２図及び第３図の波形
分析器３００代表的波形入力を示す。図はニューモタコ
グラフ１４、ｃｏ２分析器２６．０２分析器２４及びＥ
ＣＧ　２　Ｂを付随するキャリア／復調器２０からの４
つの入力アナログ信号を示す。

１チャネル毎秒およそ１００サンプルの速度で３つの動
的チャネルがサンプリングを行うことができる。

動作上患者もしくは被試験者は休息もしくはストレスモ
ードでマウスピース１６を口に当てリアＥＣＧは初期較
正及び調整がされている。

複数のサンプリング期間の任意の一期間中にキャリア／
復調増幅器２０の出力に生じる信号を波形”Ａ”で示す
。この波形Ａは罰／分で測定した患者の呼吸の瞬時気流
を示すものである。気流波形は大部分は極めてリズミカ
ルであるが、縦の破線を付した部分では幾分乱調となり
その後再びリズミカルとなる。曲線の乱調部はせきやく
しやみ等により生じる。

詳記するように波形分析器３０はさまざまな測定値の中
から呼気流の乱調部に基ずくデータは作図されないよう
に除去される。波形分析器３０は受信信号周波数の標準
からの変動を検出して抑止状態を発生し、抑止状態が静
まるまで得られるデータに対する計算は妨げられる。

ｍｌ１分で換気を計算するために第４図の波形Ａの気流
波形の下の面積が積分される。従って一息ごとのベース
で呼吸数と呼吸量の積により１７分で測定した一分間当
りの換気量が得られる。しかしながら、使用者が選定し
た所定時間間隔にわたってこれらの容量を加えると、数
回の呼吸に対する平均換気が得られる。本発明の装置１
０はデータをそのまま維持するように作動する。新しい
呼吸が行われると、度数カウンタが増分し現在使用者の
選定する時間間隔外にある最も古い呼吸に寄与する測定
要素が除去される。

次にアナログ気流信号を処理してそこから所望の情報内
容を得る方法について説明する。

呼気時間（ＴＥ）はニューモタコ信号（波形Ａ）の正の
半波期間からなり、総時間（ＴＴＯＴ）は前の呼吸の全
波時間に等しい。呼吸量（■Ｔ）は前の呼吸の呼気半サ
イクルの積分匝に等しく波形Ａの斜線面積で衣わされる
。これらの変数を使用してｄ／分で測定し符号■８で示
す換気は最終呼吸　　　゛の呼吸数を乗じた量からなり
次のように１式で示すことができる。

ここに（ＴＴユ＋ＴＴ２＋・・・・十ＴＴｎ）は使用者
の選定する時間間隔に等しいかそれよりも大きく、ＴＴ
ｌは最も古＜ＴＴｎは最も新しい時間である。

波形分析器３０はこれらの計算から異常な呼吸を表わす
乱調サンプルを除去するように作動する。

特に装置のハードウェアが妥当とみなす任意一定の呼吸
の場合この一定の呼吸に対する呼吸ｉｔ　（ＶＴ）すな
わち総呼気址は操作者が定数として決めた最小値■７を
越えていなければならない。時間の総和が使用者の選定
する時間間隔を越えると、最古呼吸の呼吸量及び時間が
計算から外され、最新の呼吸量及び時間が加えられる。

こうして波形分析器３０がサンプルして換気係数の確立
に使用されるデータ■８はカレントペースに維持される
。

所望の００２及び呼吸濃度を得るため、波形分析器は同
じ使用者選定時間間隔にわたってインパルスの尖頭値（
波形”Ｂ”）を加算することによりＣ０２分析器２６の
信号出力に作用する。位相一致瞬時気流及び瞬時ＣＯ３
＠度を乗じることにより、Ｃ０２呼気址を表わす積分重
み付平均値（ＶＯ０２）を得ることができる。

同様に使用者選定時間間隔にわたって波形の尖頭筐を加
算することにより波形分析器は○、倍信号波形”Ｃ”に
作用する。次に位相一致瞬時０２！１度を乗じることに
より、０２呼気量を表わす積分重み付平均値（ＶＯ２）
を決定することができる。

第３図のホス）　ＣＰＵ　４０から適正な指令信号を受
信すると、波形分析器３０は入力チャネル１〜４を順次
サンプルしてＣＯ２、ｏ２流及び心拍数情報を受は入れ
ることができる。さらにチャネル５〜８はサイクルエル
ゴメータ、エア酸素濃度計等から情報を受信することも
できる。送信及び変換動作中に波形分析器３０内の処理
装置は前に受信したデータに同時に計算を行うことがで
き、こうして計算とデータ送信は重畳して行うことがで
きる。ホストコンピュータ４０に流出入するデータは好
ましくは７ビツトＡＳＣ！ｎコードに符号化され、送信
速度は２４００ボーとすることができ、これはデジタル
送信装置でよく知られている通信プロトコルと両立する
。

本発明の装置１０に使用した波形分析器３０は次に第５
ａ図〜第５１図のフロー図を使って説明する複数の機能
を実施するようにプログラムされたマイクロプロセッサ
を含んでいる。

第５ａ図は装置のパワーアップ時に行われる動作のフロ
ー図である。波形分析器３０のマイクロプロセッサは割
込駆動され、パワーアップ時の初期化に続いて全タスク
は完了後システム監視に制御を戻すように設計されてい
る。こうして第５ａ図に示すように初期化されるとマイ
クロプロセッサのＲＡＭメモリがクリアされ（ブロック
１５０）全アドレスカウンタ及びスタックポインタが初
期化される（ブロック１５２）。次にマイクロ７’。

セッサは手動操作ＤＩＰスイッチにより入力されるある
変換定数をプログラム制御の下でメモリ１５４へ入力す
る。ＵＳＡＲＴと呼ぶシステムの通信アルゴリズムがイ
ンテル８０８５マイクロプロセツサになじみの深い人に
は良く知られた方法で開始され、この動作を図のブロッ
ク１５６に示す。

次にシステムは監視ストリームに入って最初の割込の発
生を待機し、さまざまな処理モードの中の一つを開始す
ることができる。この動作を第５ａ図のブロック１５８
に示す。判断ブロック１６０は任意のタスクが処理待ち
であるかどうかをマイクロプロセッサが判断する手段を
与える。そうであればマイクロプロセッサはブロック１
６２で示唆されるように先入先出ペースでタスクな処理
する。この最古タスクが完了すると、入力点ＸＩに制御
が戻り、時期中のタスクが無い場合には監視はアイドル
モーげにとどまり次の割込の発生を待機する。

第２図のさまざまなセンサ１４，２４．２６及び２８か
らのデータはいわゆる″Ｇ−指令”の制御の下で波形分
析器３０に転送される。”Ｇ−指令”に関するフロー図
を第５ｂ図に示す。本図に関し波形分析器がコンピュー
タからＧ−指令を受信すると、波形分析器のマイクロプ
ロセッサは前の指令から全データをクリアしくブロック
１６４）第３図のＡ／Ｄ変換器のアナログマルチゾレク
サ５４が設定され、およそ１００回／秒の速度でチャネ
ル１〜４の各々をサンプルする（ブロック１６６）。そ
の後、前の繰返しから換気応答（ＶＥ）及び呼吸数（ｆ
）を計算する総時間（ＴＴ）及び呼吸量（ＴＶ）のパラ
メータがクリアされる。これを第５ｂ図のブロック１６
８に示す。次にシステムクロックが開始されてモード更
新割込信号がおよそ６００サンプル／秒の速度で出力さ
れアクティブな各チャネルが同じ１００サンプル／秒の
速度で前の結果から更新される。次に制御はブロック１
７０の入力点（ＸＩ）においてシステム監視に戻る。Ｇ
−指令が＝ミリ秒ごとに生じる割込により再入力され、
入力点は第５ｃ図のフロー図の０２である。

第５Ｃ図は次の入力、システムクロックがリセットされ
て後の割込の受信準備が行われることを示す。またアナ
ログマルチプレクサ５４及びＡ／Ｄ変換器６０はチャネ
ル１〜４のアクティブなチャネルに受信されるデータの
変換を開始するように調整される。これらの動作は夫々
ブロック１７２及び１７４により示される。前記したよ
うにチャネル２はニューモタコグラフ１４及びキャリア
／変調器２０を介して気流情報を受信するように構成さ
れている。チャネル２はＣ０２分析器２６からデータを
受信し、チャネル３は酸素濃度に関するデータを０２分
析器２４から受信するように接続されている。チャネル
４はＥＣ（）　２８の心拍数データを受信するように接
続されている。

ブロック１７６に示すようにチャネル１がアクティブで
あって気流情報を更新する場合には、ソフトウェアは第
５ｄ図及び第５ｅ図のフロー図に示す気流変換ルーチン
に出る。従って第５Ｃ図のフロー図を一時離れて、次に
気流変換プロセスで行われる動作について考える。

第５ｄ図は制御が”ＧＦ”と付された点から入り、判断
ブロック１７８においてニューモクコグラフ１４からの
瞬時ｒ−タが完全呼吸サイクルの吸気部を表わすかどう
かという判断がなされる。波形が負であれば吸気流を示
し、システムはブロック１７８の６イエス”出力に従い
チャネル１の前のサンプルがブロック１８０の吸気流の
標識であるかどうかを判断する。そうであれば制御は入
力点［）Ｆに戻りこのサンプリングプロセスはサンプル
が正となって呼気半サイクルのオンセットを示すまで継
続する。これが生じると制御はブロック１８２に示すよ
うに判断ブロック１７８から”ノー”径路に出て、現在
の読取値がこの呼吸の呼気量（ＴＶ）に加えられる。次
に判断ブロック１８４において、前の読取値が負であっ
たかどうかというテストが行われる。想定条件の下では
負であったから、ブロック１８６に示すようにプロセッ
サの現在のクロック時間を記憶しておき後で吸気時間の
終りを指示する。チャネル１上の前の読取値がまだ正で
呼気半サイクルがまだ完了しておらず被験者がまだ呼気
中であることを示すと、ブロック１８８及び１９０に示
すように動作は判断ブロック１７８の入力点への帰還径
路をたどる。ブロック１８６から出ると第５ｄ図のフロ
ー図のブロック１９２はクロック時間がリセットされて
次の呼吸を開始することを示す。

次にサイクルの呼気時間部は波形分析器３０の前面パネ
ル上のＤＩＰ　（デュアルインラインパッケージ）スイ
ッチによってシステムに設定された所定定数と比較され
、呼気時間が現在の時間よりも小さい場合には、不当な
呼吸と判断し、この期間に関するｒ−夕は放棄される。

これらの動作は判断ブロック１９４及び１９６で示され
、後者のゾ０ツクの出力はＧＦ点に入力して気流更新ア
ルゴリズムを再開する。前記したようにせきや他の呼吸
障害により不当な呼吸が生じることがある。本発明のシ
ステムはこのような不規則なサンプリング期間を識別し
て誤データを処理することはない。

呼気時間間隔が妥当な呼吸を示すものとすると、呼気サ
イクルが完了したということを示すフラグが設定され後
記するようにこのフラグはＣＯ２及び０２分析ルーチン
に使用される。このフラグ設定動作をブロック１９８に
示す。次に波形分析器内のマイクロプロセッサが総時間
から呼気時間を減じて呼吸の吸気時間ＩＴが得られる（
ブロック２００）。

第５ｄ図のフロー図のこの点に関する説明は呼気サイク
ルがサンプルされているものと想定している。吸気サイ
クルがオンセットされると、制御は判断ブロック１８０
から１ノー”径路へ出て動作２０２が実施され現在のク
ロック時間が呼気サイクルの終りとして記録される。次
に情報のこの部分を使用する方法について詳細に説明す
る。

ブロック２０４に示すようにシステムクロックがリセッ
トされて呼気時間の開始を反映する。再び判断ブロック
２０６において前の呼気時間が０．２秒より大きいかあ
るいは等しいかという判断がなされる。そうでなければ
呼吸サンプルは不当として拒絶され制御はブロック１７
８の入力点（）Ｆに戻る。第５ｄ図のブロック２０８及
び２１０を参照願いたい。しかしながら判断ブロック２
０６のテスト基準をパスすると、１吸気アクテイブ”フ
ラグが設定されて後記するＣＯ２及びｏ２アルゴリズム
が開始される。この動作を夫々第５ｄ図のブロック２１
２に示す。

次にブロック２１４に示すように波形分析器３０内のマ
イクロプロセッサが作動して呼気時間間隔にわたって気
流曲線を積分し呼吸量（ＴＶ）係数を発生する。判断ブ
ロック２１６において呼気量が予設定下限呼吸量よりも
大きいかもしくは等しいかという判断がなされ、そうで
なければサンプルは浅い呼吸等の不当呼吸として拒絶さ
れ計算値は呼吸数及び換気係数の更新には使用されない
。

替りに制御はブロック２１８及び２２０に示す”更新フ
ロー”アルゴリズムの開始に再び戻る。

しかしながら呼気量が予設定下限呼吸量よりも大きいか
もしくは等しい場合には、サンプルされた呼吸は妥当で
あり吸気サイクルの開始時に制御は再び判断ブロック１
７８の入口点に戻る。

１５ｅ図は第５ｄ図のブロック２００に示す動作の完了
に続く動作を示す。特に呼吸サンフ０ルが完了するとブ
ロック２２２に示すように記憶バッファが割り当てられ
、波形分析器からコンピュータに転送されるデータはこ
の記憶バッファでアセンブルされる。最初に浅い呼吸を
示す呼吸１．Ｄ。

もしくは妥当な呼吸が吸気時間、総時間及び呼吸係数と
同様に送信バッファに入力され、これらの動作を第５ｅ
図のブロック２２４に示す。短い呼吸が含まれていると
テストブロック２２６はアセンゾルされたデータが送出
されずに同じバッファ領域が後にＣＯ２及び０２サンプ
リングルーチンに使用するのに保存されるような制御を
たどり、これを第５ｅ図のブロック２２８及び２３０に
示す。

呼吸サンプルが確立された基準に合致するものとすると
、判断ブロック２２６はブロック２３２に示す次の動作
を行うような制御をたどる。すなわち使用する総時間サ
ンフ０ル（ＴＴ）数を６０倍してその積を使用者選定時
間間隔中に得られる総呼吸回数の和で除すことにより新
しい呼吸数値が計算される。

数式で示すと、 ＴＴ１＋ＴＴ２＋・・・・十ＴＴｎ 上式においてＴＴ工はサンプリング期間中の最古呼吸の
総時間であり、ＴＴ　　は呼吸サンプルの最新線時間で
ある。

この計算値を選定送信バッファに記憶した後、波形分析
器マイクロプロセッサの次の動作は換気を計算すること
であり、それを第５ｅ図のブロック２３４に示す。計算
値は送信バッファの所望位置にも格納され、一度受信コ
ンピュータに送信されるとコンピュータはその位置のデ
ータを換気パラメータに関連するものとして認識する。

ブロック２３０に関して前記した動作の後、波形分析器
はフロー更新動作が完了したことを示すフラグを設定し
第５Ｃ図のブロック１７６に制御を戻すことができる。

これらのステップを第５ｅ図のフロー図のブロック２３
６及び２３８に示す。

制御カ″Ｇ−モード更新プロセッサ”′ルーチンに戻る
と、次の順次ステップは第５Ｃ図のブロック２４０とな
る。このブロックは制御［を第５ｆ図及び第５ｇ図のフ
ロー図に示す０更新ｃｏ２”ルーチンに径路指定する。

制御が゛更新ｃｏ２”ルーチンに入ると第５ｆ図のブロ
ック２４２に示す最初のステップが生じ、問題とする特
定呼吸に対して分析器２６の現在値サンプル出力を装置
の最小値と比較する。現在の読取値が前の最小読取値よ
りも小さければ、新しい読取値は新しい“最小”値ブロ
ック２４４として記憶される。ブロック２４６に示すテ
ストにより現在の読取値が前の最小値を越えることが判
ると、判断ブロック２４８に示す後のテストが行われチ
ャネル１上のフロー信号が再びサンプルされて、それが
負であって患者が呼吸サイクルの吸気部にあるかどうか
が判断される。吸気部になければ第５ｆ図の符号２５０
に示すブロック２４２の入力点に制御が戻る。このシー
ケンスは判断ブロック２４８におけるテストにより患者
が呼気サイクルを開始したことが判るまで継続され、こ
の点において位相遅延を許容した後現在のチャネル２読
欧値にはその時間に対応する瞬時呼気流が乗じられブロ
ック２５２により積分される。位相遅延自体は一定速度
で減分する予設定カウンタを設けて行われ（ブロック２
４９ａ）、各繰返しについて指示した時間間隔が経過し
たかどうかというテストが行われる（ブロック２４９）
。次にサンプリング時の現在のＣＯ２値がブロック２５
４において呼吸の呼気サイクル中のＣＯ２値の最大読取
値と比較される。次に判断ブロック２５６に示すテスト
が行われ現在の００２読取値が新しい尖頭値を有するか
どうかの判断がなされる。そうであればこの現在の読取
値は問題とする呼吸に対するＣＯ２尖頭値を示すものと
して記憶される。この動作を第５ｆ図のプロン、り２５
８に示す。

現在の００２値が新しい尖頭値を有しないかもしくは尖
頭値を有してその読取値を記憶すると、制御は第５ｇ図
の判断ブロック２６０に向う。ここで呼気流が完了して
いるかどうかを判断するテストが行われる。そうでなけ
れば動作２６２で示すように制御は第５ｆ図のブロック
２４２０入口点に戻る。呼気サイクルが完了しているも
のとすると、波形分析器のマイクロプロセッサは呼気サ
イクル中のＣＯ２量を計算するようにされる。こうして
生じるパラメータは記憶されＣＯ２Ｏ２呼気型み付平均
値からなっている。電気的に記憶されるパラメータであ
るため、従来技術のような呼気サンプルを保持して後に
パッチ型分析を行う保持室は除去される。これらの動作
を第５ｇ図のブロック２６４に示す。

判断ブロック２４６及び２５６のテスト結果が否定的で
最小００２及び尖頭Ｃｏ２が予め記憶されていないと、
これらの値はブロック２６６に示すように記憶されない
。次にこの特定呼吸に対するＣｏ２パラメータが完了し
ソフトウェアにより演算レジスタ内のさまざまなタイマ
及び予め計算された値がり′リアされシステムは次の呼
吸のサンプリングの準備をする。これらの動作を第５ｇ
図のブロック２６８に示す。次に制御は第５ｆ図のブロ
ック２４２０６更新ｃｏ２”シーケンスの開始に戻る。

再び第５ｃ図の″Ｇ−モード更新″アルゴリズムに関し
、”更新ＣＯ２′シーケンスの後制御はブロック２７０
に示す゛更新ｏ２Ｎ動作に戻る。制御はブロック２７０
を出ると第５ｈ図及び第５１図のフロー図に示すシーケ
ンスに入る。これはいわゆる”更新ｏ２”シーケンスで
ありブロック２７２に示すように第１ステツプとして、
チャネル３上の０２瞬時値とこの特定呼吸について得ら
れる最大読取値との比較がなされる。判断ブロック２７
４において現在のサンプルが前のいずれかのサンプルを
越えたかどうかが判断され、ブロック２７６において現
在の読取値が新しい０２尖頭値として記憶される。この
動作の後もしくは新しいサンプルが尖頭値ではないとい
う判断がなされた直後、チャネル１上の信号が再びサン
プルされそれが正であって呼気サイクルを示すかどうか
が判断される。このテストは第５ｈ図の判断ブロック２
７８により示されテストが否定的であれば、ブロック２
７９ｂに示す元の比較ステップ２７２への飛越しが行わ
れる。呼気サイクルが進行中であり位相遅延が生じてい
ると、ブロック２８０に示すようたチャネル３上の現在
の読取値にその時間に対応する瞬時呼気流が乗じられ、
現在の呼吸に対して積分される。ブロック２７９で位相
遅延が生じていない場合には、ブロック２７９ｂに戻る
ブロック２７９ａにより位相遅延が減分される。

第５ｈ図においてｏ２チャネルから取り出された現在の
読取値はブロック２８２において現在の呼吸の呼気時間
中に得られる○、最小読取値と比較される。ブロック２
８４けこの比較の結果とられるステップを示す。特に現
在のチャネル３読取値が同じ呼吸期間中に取り出された
前の任意の読取値よりも小さけれは、それは新しい最小
尖頭値とみなされその値は保存されて後に後のサイクル
の新しい現在の読取値と比較される。

記憶ステップの後制御は第５１図のフロー図入口点Ｇ○
２に行く。こうして判断ブロック２８８において呼気サ
イクルが完了したかどうかの判断がなされ、そうでなげ
ればシーケンスは第５ｈ図のブロック２７２の入口点Ｇ
Ｏに飛越す。しかしながら呼気流が完了していると、次
のステップは呼気サイクルにわたってブロック２００で
得られた積を積分して０２呼気量を計算し混合室の必要
性を軽減することである。その結果中じるパラメータは
重み付平均０２量であり、前記さまざまな動作をブロッ
ク２９０に示す。次に動作２７６及び２８６に示すよう
に最大０２値及び尖頭０２値が予め記憶されていない場
合には、これらの値がブロック２９２で記憶されこの特
定呼吸に対する０２分析を完了する。

次にこの時点でプロセスに使用するさまざまなタイマ及
びカウンタがクリアされるかもしくは後の呼吸に同じ機
能を繰り返すように開始される。

この動作を第５１図のブロック２９４に示す。このステ
ップ０を完了すると制御は第５ｃ図のブロック２７０に
戻る。

さらに第５ｃ図においてフラッグＧＦ　、　ＧＣもしく
はＧｏのいずれもがアクティブでない場合のチャネルｌ
上の心拍数Ｈ’Ｈについて次に考慮する。

特Ｋ　ＨＲフラグのみがアクティブであるかどうかを判
断するテストが判断ブロック２９６でなされる。それが
更新を要する唯一のアクティブチャネルであれは、ブロ
ック２９８に示すテストをさらに行って波形分析器３０
からコンピュータ４０ヘテゝ−夕涼が最後に送出されて
以来１秒が経過したかどうかが判断される。前の心拍数
データの送出後１秒以上経過しておれば、ゾロツク３０
０に示す動作が行われて毎分当りの新しい心拍数が計算
され送信される。次に制御は割込タスクに戻って前起計
算及び送信を行う。

前の心拍数情報の送信後１秒経過する前に割込みが生じ
ていると、再計算及び送信を行うことなく直ちに割込タ
スクに戻る。これを１ｌｓｃ図の動作ブロック３０２に
示す。同様にテスト２９６によりＨＲフラグ以外のフラ
グがアクティブであることが判ると、ブロック３０４に
おいてさらにテストが行われて呼吸が完了しているかど
うかが判断される。再びそうでない場合には直ちに割込
タスクに戻る。しかしながら呼吸が完了しておれは予め
フォーマット化されている特定呼吸に対する全データス
トリングがブロック３０６において受信コンピュータへ
送信される。

システム１０は各呼吸に対して４０個のパラメータをア
クセス及び記憶することができる。いくつかのパラメー
タは（Ｕ）で示すように使用者が入力する。

入力する使用者パラメータ １、速度もしくは作業負荷、すなわち踏車もしくはエル
ゴメータ（ｕ） ２、　高さもしくはパワー（Ｕ）、すなわちエルゴメー
タもしくは踏車 ３、　　ＶＥ　ＡＴＰＳ　−（周囲気圧、温度及び圧力
、飽和） ４、ｏ２真値 ５、　　Ｃｏ２真値 ６、呼吸数 Ｚ　心拍数 ８．０２飽和値 ９ＶＥ　ＢＴＰＳ　（体温、圧力、飽和）１０、　　Ｖ
Ｔ　ＢＴＰＳ−身体状態による呼吸量１１、　■Ｏ３−
〇、摂取量 １２、　　ＶＣＯ２−ＣＯ２摂取量 １６、Ｒ−呼吸比 １４、　０２パルス １５、　　ＶＥ／ＶＣＯ２ １６、ＰＯ２（ｕ）−動脈０２ １７、　　Ｃ０２（ｕ）−動脈ＣＯ２ １８、ＰＨ（ｕ） １９　　ベース超過（ｕ） ２０、　　Ａ−ａＰＯ２ ２１、ＶＤ／Ｖ。

２２、　０２／ＫＧ ２３、　　ＶＥ／ＶＯ２ ２４、　　ＰＥＴ　ＣＯ２−最終呼吸ＣＯ２の分圧２５
．　　カスタム位置−開 ２６、　　ＰＥＴ　Ｏ２−最終呼吸０２の分圧２Ｚ　　
心収縮圧（使用者入力もしくは波形分析器から読取） ２Ｂ、６拡張圧（使用者入力もしくは波形分析器から読
取） ２９　　相対時間 ３０、　　作業負荷 ６１、　　÷Ｅ　５ＴＰＤ　（標準温度、圧力、乾）３
２、　　　ＶＴ　／　ｖｃ ３３、　　　ＭＥＴＳ ３４、吸気時間 ３５、最終呼吸総時間 ３６、　　Ｏ２吸気ベースライン ３７、　　ＣＯ２吸気ベースライン ３８、　　カスタム変数ＶＴ／Ｔｌ ６９　　カスタム変数Ｔ工／ＴＴ ４０、期間数 ゛システム１０は一息ごとに２２パラメータなアクセス
、計算及び記憶して後に作図し、それはこれらの動的値
が作図に関して最も意味があるためである。ＣＲＴもし
くはプリンタによる作図は最小及び最大値、すなわち０
から所定直呼での選定期間に制限することができる。

作図可能な動的値な下記する。

１、ＶＴ（呼吸量） ２、ｔ（秒） ３、　作業負荷（ｋｐｍ　） ４、　　ＶＴ／ＶＣ（チ） ５、　÷Ｅ（分換気） ６．０２真値（÷０２／■ＥＳＴＰＤ）Ｚｃｏ、、真値
（÷Ｃ０２／÷Ｅ　５ＴＰＤ　）Ｂ、　　５ａ０２　（
０２飽和係） ９、　　ＶＯ２（０２消費　ｍ１３／分）１０、　　Ｖ
ＣＯ３（ＣＯ２発生　ｍＡ／分）１１、　　心拍数 １２、Ｒ（呼吸比） ｉ３．　　Ｏ２パルス（ｍｌ　／　ｌ）ｐｍ　）１４、
　　ｖｇ／ｖｃｏ２（Ｃｏ２換気等量）１５、　　ＶＥ
／ＶＯ２（Ｏ２換気等量）１６、　０２　／ｋｇ　（ｒ
ｎｌ　　０２　／ｋｇ／分）１Ｚ　　心収縮（ｍｍＨｇ
　） １８、心拡張（ｍｍＨｇ　） １９、　　　ＭＥＴＳ ２０、　　、ＰＥＴＯ２（最終呼吸０２チ）２１、　　
ＰＥＴＣＯ２（最終呼吸ＣＯ２％　）２２、呼吸数 第３図は図表形式で個人の動的パラメータのプリントア
ウトを示しストレステスト中の測定パラメータを示す。

第３図の左から右に記載したパラメータを下記する。

１、　相対時間（時間間隔による） ２、呼吸量 ６、呼吸数 ４、呼換気 ５、分圧−最終呼吸０２ ６、分圧−最終呼吸Ｃ０２ Ｚ　Ｏ２摂取量 ８、　　ＣＯ２出力 ９　呼吸比（ＣＯ２／　０２　） ｉｏ、　　Ｏ３換気等量 １１、　　ＣＯ２換気等量 １２、心拍数 １３、　０２パルス／心拍数 １４、エア酸素濃度計 波形分析器３０は第４図の波形”Ａ”に示す呼気流のベ
ースライン閾値を検出する。この閾値によりｉ人のパラ
メータのリアルタイム、−息ごとの分析が行われる。波
形分析器３０はさらに呼気流値を増分しながら記憶し、
第４図の波形゛Ｂ”及び”Ｃ”に示すようにＣＯ２信号
及び０．信号に位相遅延を生じる。これらの値は第４図
の波形”Ｄ”のＥＣＧと共に波形分析器３０に所要の入
力パラメータを与えて計算を行いＣＰＵ　４０に出力す
る。波形分析器３０は第５図のフロー図に示すように各
呼吸のリアルタイム分析を行う。

システム１０は受信アナログ信号をデジタル信号に変換
する装置を有するマイクロプロセッサペ−ス波形分析器
３０とディスプレイ及び印字機能を制御するホストプロ
セッサを使用して信号の分布処理を行う。システム１０
はまた各呼吸後で次の呼吸の前に個人のパラメータの瞬
時表示を行う。

サンプル管及びフロー測定モジュール１６は可動であり
、可調整スプリング腕リンク構成により位置決めされる
。

好ましくは波形分析器３０は呼吸量、最終呼吸Ｃ０２、
最終呼吸０２及び心拍数を表示するＬＥＤ　？イスプレ
イ窓３０を含んでいる。

発明の範囲内で本発明にさまざまな修正を加えることが
できる。流量ＰＦＴ　Ｌａｂに接続されたＡ／Ｄ変換器
をＣＰＵ　４０に接続し、３２文字Ａ／Ｎテゝイスプレ
イを波形分析器３０に接続することができる。ＣＰＵ　
４０をシステム１０に専用なものとして開示したが、個
々の使用者が必要と思えばシステム１０に関係及び無関
係な他の数値計算を行うように使用してＣＰＵ　４０を
時分割使用することができる。

システム１０は前記応用の他に他種の臨床応用にも使用
できる。研究対象には栄養学の研究やカロリー要求の研
究が含まれる。システム１０は柔軟性のある専用システ
ムとして開示したが、非専用動作モードで使用すること
もできる。

ＣＰＵ４０、キーボード４４及び作図プリンタをラック
１２内に組込み、ＣＰＵ４０は下部パネル内に配置し上
部パネルはキーボード４４の替りにポリカーボネートオ
ーバレイキーボードにために使用することができる。作
図プリンタもラック１２内に設けてシステム１０の一体
型単一ラツクユニットとすることもできる。

システム１０は訓練の第１呼吸を監視及び分析して訓練
に対する新陳代謝応答、例えば脈拍量の増加に寄与する
心臓出力の増加を評価することに御注意願いたい。

システム１０はまたシステム１０の動作に独特なリアル
タイムで入力パラメータ信号のアナログ信号の位相遅延
を較正する。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の心肺訓練装置の実施例の斜視図、第２
図は本装置のブロック図、第３図は第１図及び第２図の
装置に使用する波形分析器の略ブロック図、第４図は第
３図の波形分析器の代表的波形入力、第５ａ図〜第５１
図は第２図及び第３図のマイクロプロセッサペース波形
分析器のフロー図、第３図は本装置の代表的ゾηントア
ウトである。 符号の説明 １０・・・心肺訓練装置 １２・・・フレーム １４・・・ニューモタコグラフ １６・・・マウスピース １８・・・差圧トランスジューサ ２０・・・キャリア／復調増幅器 ２２・・・フロー管 ２４・・・０２分析器 ２６・・・００２分析器 ２８・・・ＥＣＧモニタレコーダ ３０・・・波形分析器 ３２・・・サイクルエルぜメータ ３４・・・踏車 ３６・・・エア酸素濃度計 ３８・・・心臓ストレス装置 ４０・・・中央処理装置 ４２・・・陰極線管ディスプレイ ４４・・・テレクイシライタキーボード４８・・・グラ
フィック複写器 ５０・・・テープドライブ ５２・・・オプションｒイスク

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. （１）（ａ）被験者の口に当てがい前記被験者の吸気及
   び呼気流に比例する第１のアナログ電気信号を発生する
   装置を含むマウスピース部材と、（ｂ）前記マウスピー
   ス部材に接続され前記呼気流内の炭酸ガス値に比例する
   第２のアナログ電気信号を発生する第１のガス分析装置
   と、（ｃ）前記マウスピース部材に接続され前気呼気流
   内の酸素値に比例する第３のアナログ電気信号を発生す
   る第２のガス分析装置と、 （ｄ）（イ）記憶された命令プログラムに従つて演算を
   行うようにプログラムされた第１のコン ピュータ装置と、 （ロ）前記第１のコンピュータ装置により制御されかつ
   第１のコンピュータ装置と、前記 第１及び第２のガス分析装置に接続されて 前記第１、第２及び第３のアナログ電気信 号を所定シーケンスでサンプルして各サン プリング期間中に前記第１、第２及び第３ のアナログ電気信号を前記アナログ信号を 表わすデジタル量に変換する装置と、 （ハ）前記デジタル量を前記演算のオペランドとして少
   くとも一時的に記憶する前記コン ピュータ装置内の装置 とを含む波形分析器と、 （ｅ）前記演算結果を表示する装置と、 （ｆ）前記第１のコンピュータ装置から離されて前記表
   示装置と制御関係に接続された第２のコンピュータ装置
   と、 （ｇ）前記演算の前記結果を前記第１のコンピュータ装
   置から前記第２のコンピュータ装置へ送信する装置 とを具備する心肺活動試験及び表示装置。
2. （２）特許請求の範囲第（１）項記載の装置において、
   さらに （ａ）心拍数信号発生装置と、 （ｂ）前記心拍数信号を前記波形分析装置内の前記サン
   プリング装置に接続する装置 とを具備する心肺活動試験及び表示装置。
3. （３）特許請求の範囲第（１）項記載の装置において、
   さらに （ａ）前記被験者が実行する作業負荷に関連するもう一
   つの信号を前記波形分析装置に加える装置 を具備する心肺活動試験及び表示装置。
4. （４）特許請求の範囲第（１）項記載の装置において、
   前記サンプリング装置は吸気流もしくは呼気流周期の少
   くとも１００倍高い速度で作動する心肺活動試験及び表
   示装置。
5. （５）特許請求の範囲第（１）項記載の装置において、
   前記演算の前記結果は前記表示装置が一息ごとのベース
   で作動できるような速度で前記コンピュータ装置に送信
   される心肺活動試験及び表示装置。
6. （６）特許請求の範囲第（１）項記載の装置において、
   さらに （ａ）前記第１のアナログ電気信号を表わすデジタル量
   を所定基準量と比較し、前記デジタル量が前記基準量と
   比較にならない場合には前記デジタル量が前記オペラン
   ドの一つとなるのを防止する装置 を具備する心肺活動試験及び表示装置。