用于通过红外吸收光谱法来分析试样气体的测量装置和方法

摘要

本发明涉及用于借助红外吸收光谱法分析试样气体的一种方法和一种测量装置。测量装置具有：具有待分析的试样气体的测量室（2）；激光器（1），所述激光器相关于测量室（2）设置为使得由激光器发射的光透射测量室（2）；检测装置（61），所述检测装置检测由激光器（1）发射且透射测量室（2）的光；和评估单元（8），所述评估单元相关于在测量室（2）中实现的光吸收来评估由检测装置（61）产生的信号。提出的是，激光器（1）是窄带发射的激光器，其线宽小于或等于试样气体的待测量的红外吸收线的宽度，激光器（1）构成和设置为使得激光频率周期性地在限定的光谱范围内变化，其中激光频率和所述激光频率的变化选择为使得试样气体的至少一个待测量的红外吸收线处于限定的光谱范围内，并且检测装置（61）构成和设置为，使得所述检测装置以时间分辨的方式检测由激光器（1）发射并且透射测量室（2）的光，使得光吸收在限定的光谱范围内能够以频率分辨的方式确定，其中检测装置（61）在10-5s或更短的时间内进行单独的吸收测量。此外，测量装置在此适合于和能够设置为将人或动物的呼吸气体作为试样气体来测量，其中呼吸气体只通过人或动物的呼吸在测量室中交换，并且测量装置的呼吸阻力小于60mbar。

说明书

说明书

本发明涉及一种根据权利要求1的前序部分所述的、用于借助红外 吸收光谱法来分析试样气体的测量装置以及一种相应的方法。

几百年来已知的，呼吸气味能够是用于可能的疾病的指示物，最有 名的例子是在1型糖尿病时的甜果香的、通过丙酮造成的气味。健康的 人的呼吸本身包括几百种挥发性的化合物，所谓的“挥发性有机混合物” （VCOs），其具有很小的浓度（ppm（百万分率）范围至ppt（万亿分 率）范围）。其中一些在生理学或病理生理学的进程中发挥重要作用。 如果存在疾病，那么确定的示踪气体的浓度在呼吸中提高。在一些疾病 中也能够检测出不存在于健康生物体中的气体。因此，呼吸气体分析提 供大的潜能用于临床诊断学和治疗监控。然而，示踪气体浓度经常是这 样小，使得其借助可用的气体分析方法不能足够准确地测量。

存在高灵敏度的检测方法，例如在多通试样室中的FTIR（傅里叶变 换红外光谱仪）光谱学测量法或者质谱测量法。然而，这样的检测仪器 不能够直接使用于患者，并且因此对于日常临床实践是没有意义的。这 正是因为，评估持续多天，并且由于试验品的传输而出现不计其数的误 差来源。同样，数百年来使用具有二极管激光器（例如铅盐激光器）作 为光源的红外吸收光谱法的范围中的移动构造，然而直至如今仍未达到 对于气体的灵敏检测所需的在较长时段上的稳定性，使得在此在基础医 学研究上的使用依然受限制。

替选的方法是所谓的NDIRS方法（NDIRS-非分散的红外光谱学测 量法）。其在试样气体中检测密度波动，所述密度波动通过吸收红外光 引起。所述检测方法是灵敏的，并且能够每两分半钟进行一次测量。然 而，测量结果通过其他气体例如氧气具有偏差为使得所述方法只能够在 日常临床实践中受限制地使用。

另一方法由Oridion Systems有限公司以的名称使用。 在此，将CO₂压力灯用作光源。然而，所述方法在其灵敏性和敏捷性方 面通过（在灯中和在试样气体中）出现的线宽波动、小的光强度和光谱 变动而严重受限制，并且由此在短时间内不提供高灵敏性的测量结果。 NDIRS方法和Oridion Systems有限公司的方法非常适合于检测在患者 的胃中的细菌幽门螺旋杆菌（Helicobacter Pylori）。在施用¹³C标记的 诊断用药之后，细菌的存在经由在呼气气体中的提高的¹³CO₂含量来定 性检测。

当测试处于与治疗相同的价格段时，定性测试方法是无意义的。为 了保证挥发性化合物的简单的和迅速的检测，另一策略是使用表面敏感 的微芯片，所述微芯片从呼吸气体中选择和结合特别的示踪气体。因此， 能够更灵敏地检测挥发性化合物，并且能够定性地判断患者是否生病。

疾病的纯粹检测是富有启发性的，但是现在没有给出关于合适疗法 的信息。因此呼吸气体分析的未来是定量地确定疾病等级，所述呼吸气 体分析提供给医生关于治疗的直接的决策辅助。如果这样的测试能够简 单和迅速地进行并且结果马上以可理解的方式提供给医生，那么测试能 够在日常临床实践中进行。

对于定量的呼吸气体测试的要求很高：为了明确地识别示踪气体需 要高的选择性和检测灵敏度，因为浓度大多数时候处于ppm范围至ppb （十亿分率）范围。必须保证示踪气体量的精确定量确定。此外，测量 应该在线和实时实现，以便避免花费大的和容易出现错误的试样集合 （例如在袋子中或在旁流中）。为了适用的和经济的使用，需要简单的 可操纵性、紧凑性、牢固性、少的维护费用和/或有利的成本效益比。 现在，所述高的和多样化的需要不能由气体分析的方法完全地实现。

由人呼出的气体具有2%至4%的二氧化碳体积含量，并且以每分钟 10至20次呼吸来呼气，小孩或婴儿甚至以每分钟25次至50次呼吸来 呼气。人的呼吸压力在大约0.5升的体积中为大约50mbar至最大160 mbar。呼吸气体中的大约只有70%到达肺中，使得只有大约70%的气 体体积存在明显提高的二氧化碳含量。在剩余的气体体积、即死区体积 中，二氧化碳浓度能够降低至周围气体的浓度，为大约0.04%。这导致 了，呼吸气体的二氧化碳浓度能够在0.04%至4%的两个量级周围波动。 高于5%的二氧化碳浓度是有毒的并且例如能够导致头痛和抽搐。

产生的二氧化碳量与每个单独的人的个体代谢有关。为了估计人的 二氧化碳产量而使用不同的近似方法。在此起作用的参量例如是重量和 体表面积。通常，体表面积又借助重量和高度来估计，使得在医学中经 常借助只适度准确的参量来计算，这明显限制了定量的结果评估或甚至 使其不可能实现。

为了直接定量确定代谢过程或代谢作用，需要以时间分辨方式，最 好是实时跟踪进程的动力学。如果代谢作用动力学具有能够通过一阶微 分方程来建模（一阶动力学）的动态特性，则能够通过解答微分方程或 通过拟合指数函数：y(t)=A*exp(-t/tau)来确定动态特性A和时间常数。那 么由参量A和tau能够定量确定代谢参数。代谢作用动力学的触发最好通 过短时间的启动实现，例如静脉施用诊断用药或通过光照/透射来释放诊断 用药。

如果与斜率tau或与呼吸相比，释放或动力学的起始持续更长的时间， 则必须单独确定释放的动力学，并且由代谢作用动力学去卷积。迅速的代 谢作用起始的例子是静脉施用丸药中的诊断用药¹³C麦撒西丁。所述诊断 用药借助血液（大约每分钟60次心跳）在身体中分布，并且在大约一秒钟 内到达肝脏，其在那里代谢为扑热息痛（Paracetamol）和¹³CO₂。与呼吸 节奏相比，动力学的初始快很多，并且这样带来能够直接评估的一阶动力 学。然而如果口服¹³C麦撒西丁，那么在胃中的吸收造成所述动力学与胃 吸收动力学的卷积，所述卷积显著使动力学具有偏差。

为了实时跟踪代谢作用动力学，应该具有非常高灵敏性地测量每次呼 吸。这就是说，呼吸气体必须在测量室中迅速地交换，并且使得在少于两 秒钟内必须实现呼吸的完全的评估。

能够实现定量确定肝脏功能的分析方法在WO 2007/000145A2中描 述。所述方法基于在肝脏中的待代谢的基质的基质流动和基质的最大转换 速度的确定，使能够做出关于患者的肝脏功能能力的结论。

由WO 2007/107366A1中已知一种常规装置用于光谱学地分析气体， 其中测量室能够连续地被试样气体穿流。

本发明的基本目的是，改善由WO 2007/107366A1中已知的测量装 置和在此使用的测量方法，以便达到能够实时进行测量的目的。

根据本发明，所述目的通过具有权利要求1所述特征的测量装置和 具有权利要求32所述特征的方法来实现。本发明的扩展方案在从属权 利要求中给出。

据此，根据本发明的解决方案为使用窄带发射的激光器。视为窄带 发射的激光器将线宽选择为使得所述线宽小于或等于试样气体的待测 量的吸收线的宽度。此外设置：激光频率周期性地在限定的光谱范围内 变化，其中激光频率和其变化选择为使得试样气体的至少一个待测量的 吸收线处于限定的光谱范围内。激光频率的周期的变化（也表示为可调 节性）在此伴随有限定的光谱范围，所述光谱范围在所述频率变化的每 个周期中测出。在所述光谱范围内存在至少一个待测量的吸收线。

此外，根据本发明设置：检测装置在此构成和设置为以时间分辨的 方式检测由激光器发射并且透射测量室的光，使得光吸收在限定的光谱 范围内能够以频率分辨的方式检测。在此检测装置在10^-5秒或更短的时 间内、特别是10^-6秒或更短的时间内，进行单独的吸收测量。通过迅速 的测量，通过变化激光频率测出的光谱范围能够以频率分辨的方式检 测。测出的光谱范围在此借助分别与吸收测量相对应的多个测量点，例 如借助20、100、500或1000个测量点测出。

吸收测量的高的时间分辨率允许以频率分辨的方式借助在光谱范 围内的单独测量的高的点密度检测如下光谱范围，所述光谱范围通过激 光频率的变化来限定并且在所述光谱范围内存在至少一个待测量的吸 收线。这与很多优点相关联。

这样，高的时间分辨和由此达到的在频率变化时测出的光谱范围的 测量值的高的点密度伴随有高的测量精确性。测量精确性通过如下方式 进一步提高：经由多个相继检测的光谱来实现取平均值，如在一个实施 方案变型中所设计那样。

高的时间分辨、高的光谱分辨（通过单独测量的高的点密度实现） 和高的灵敏度允许以在ppb范围内的灵敏性来测量吸收线。这样的灵敏 性是本质上必须的，以便保证例如将测量装置使用于代谢作用的代谢基 质的定量检测。

此外，测量装置在此特别适合于并且可设置为测量人或动物的呼吸 气体作为试样气体，其中呼吸气体仅通过人或动物的呼吸在测量室中交 换，并且测量装置的呼吸阻力小于60mbar，特别是小于50mbar和相 当特别小于40mbar。这就是说，不需要泵或其他装置来将试样气体运 送穿过测量装置。换言之，由测量装置构成的反压力小于60mbar，特 别是小于50mbar和相当特别小于40mbar。这样低的反压力能够在没 有技术辅助机构的情况下通过（例如通过人或动物的呼吸而产生的）相 应高的压力消除。

此外，在进行通过测量室的试样气体穿流的测量时，实时以高分辨 率检测与试样气体相关联的时间变化。例如能够实时确定在呼吸气体中 的同位素比例的变化，并且所述同位素比例在呼吸气体的二氧化碳浓度 中在0.08%和8%的范围内。

在本发明的扩展方案中设置为这样选择激光频率和激光频率的变 化，使得试样气体的至少两个吸收线处于限定的光谱范围内。这使例如 借助在两条吸收线上实现的光吸收能够确定试样气体的两种同位素的 比例。同位素例如为¹³CO₂和¹²CO₂。在此不仅是具有相同原子序数和 不同质量数的原子称为同位素，而且包含不同原子的分子也称为同位 素。代替两种同位素的比例，也能够借助两个或多个吸收线来确定两个 元素（具有不同的原子序数）或两个分子的比例。

此外，两种同位素、元素或分子的比例的确定允许也在波动的浓度 下确定相应的同位素、元素和分子的绝对值。例如在确定在呼吸气体中 CO₂含量的情况下，在呼吸时在CO₂的浓度中出现0.04%至4%的波动。 波动范围能够通过确定¹²CO₂的绝对含量（例如每次呼吸）来检测。因 此也能够确定同位素¹³CO₂的绝对含量，所述绝对含量以相对¹²CO₂的 固定的自然比例存在。附加地，变化能够由于¹³CO₂的附加的代谢作用 经由两种同位素的比例变化的评估来检测。

根据本发明的测量装置的高的分辨率和点密度允许实时确定两种 同位素、元素或分子的比例。这在比例随时间变化时是特别令人感兴趣 的。在扩展方案中，评估单元对于这种情况与示出随时间的比例变化的 显示器相关联。

根据本发明的测量装置能够构成为没有镜，其中由激光器发射的光 刚好穿过测量室一次。因此，提供有简单的和低干扰的光学结构。因此， 与在WO 2007/107 366 A1的测量室不同的是在测量室中不存在能多次 反射激光的镜。测量室只具有入射窗，通过所述入射窗激光入射测量室， 并且具有出射窗，通过所述出射窗发射的光由测量室出射。

在另一扩展方案中，测量装置具有温度调节机构（特别是加热机 构），其将测量室和存在的窗调节到、特别是加热到恒定的、例如高于 35℃的温度。因此避免了可能在试样气体中存在的水蒸汽使测量室有 蒸汽。测量室的冷却同样是可能的。

在本发明的再一扩展方案中提出，测量室连续地或间断地由试样气 体穿流。在此，测量室在扩展方案中具有没有阀或气门的开放结构，所 述阀或气门能够阻碍试样气体流入和流出测量室。此外，在一个扩展方 案中提出，测量装置在到测量装置中的气体入口和从测量装置出来的气 体出口之间基本上具有用于穿流气体的恒定的横截面。因此，在测量装 置的所有部位上提供层流，使得阻止：气体聚集在确定部位上并且不被 新的试样气体置换。

在一个变形中，测量装置至少在一些区段、特别是在整个测量室内 部具有恒定的横截面，使得至少在一些区段保证在测量装置中的层流。 如果例如整个测量室具有恒定的横截面，那么在整个测量室内部在工作 时基本上保证了试样气体的层流。由此，使非常精确的测量以非常有利 的方式实现。

在还一扩展方案中，在与光穿过测量室的方向垂直的方向上实现将 试样气体导入测量室中和从测量室中导出试样气体。这保证了气体导入 和导出以及相应的接口不干扰激光。气体导入和气体导出在此优选错移 地设置为使得试样气体部分地在激光光束的方向上穿流测量室。

测量装置优选这样构成，使得在试样气体穿流测量室期间实现通过 检测装置来以时间分辨方式进行光检测。因此，红外吸收测量在气体流 的每个阶段进行，特别是也当试样气体穿流测量室时。吸收测量发生在 真正的通流中（即在通流测量技术中）。

在又一实施方案中，测量装置包括肺活量计，所述肺活量计检测穿 流测量室的试样气体的体积流。在此能够设置为，使得在流过测量室之 后试样气体穿流肺活量计，那么在此情况下所述试样气体通过肺活量计 从测量装置中排出。但是肺活量计能够在测量装置中基本上在到测量装 置中的气体入口和从测量装置出来的气体出口之间的任意部位上设置。

体积流的测量使能够确定确定气体量的确定分子的绝对总量，所述 确定气体量例如相当于人或动物的一次呼吸的气体量。特别是能够由吸 收量直接确定浓度，因为消光系数对于每条吸收线是已知的，并且测量 室的长度也是同样已知的。因为能够以时间分辨方式实时追踪吸收，并 且借助肺活量计能够以时间分辨方式实时追踪体积流，所以总量能够通 过将体积和浓度的乘积对时间的积分来实时确定。

在又一扩展方案中，此外设置有前室，通过所述前室试样气体流入 测量室。前室在此优选构成为将试样气体加热或冷却到确定的温度，并 且由此减少试样气体中的水蒸汽含量。

在又一扩展方案中，替选地或附加地优选构成为将试样气体的水蒸 汽含量降低到至少60%的相对空气湿度。水蒸汽含量的减少优选地通过 半透膜实现，所述半透膜只允许水蒸汽（然而不能是其他物质）的交换。 在膜外部的空气必须具有小于50%的相对空气湿度的相对空气湿度。如 果在前室外部的水蒸汽少于在前室内部的水蒸汽，那么穿流前室的试样 气体的水蒸汽含量减少。膜的总面积确定能够发生多少次气体交换。

作为例子提出将测量装置用于呼吸分析，在所述呼吸分析中分析每 次单独的呼吸（特别是完整的次呼吸）。在一次呼吸中的空气湿度经常 是大于90%的相对空气湿度，所述空气湿度在前室中通过半透膜降低到 小于50%的相对空气湿度。在此，半透膜的活动面能够例如大于150 cm²、特别大于200cm²和极其特别是大于250cm²。

在又一扩展方案中，前室替选地或附加地优选构成为使试样气体均 匀化。单独的试样气体的均匀化通过具有不同长度和直径的不同（至少 两个）分支实现，所述分支被部分试样气体穿过。在分支区域之后，试 样气体的部分再次聚集到一起。在此重要的是，所有分支的总横截面（即 单独的分支的横截面总和）具有比测量装置的其余部分更大的或同样大 的流动横截面，因此通过分支对于在测量装置中的试样气体的流动没有 产生提高的或只产生稍微提高的压力阻力。试样气体流过的不同分支的 长度这样选择，使得确定体积尺寸的试样气体体积最优地彻底彻底混 合。所述彻底混合纯被动地发生，并且只利用与测量装置的排放口的压 力差，所述压力差促使试样气体流动。

作为例子提出测量装置对于呼吸分析的使用，在所述呼吸分析中将 单独的（特别是完整的）呼吸均匀化。呼出产生压力差，所述压力差促 使试样气体流动。呼吸的平均体积为大约500ml。在具有比例为： d3:d2:d1=3：2：1的三个不同的直径尺寸的分支中，层状体积流已经表 现出不同的速度v3<v2<v1。如果以选出直径尺寸为d1和d2的多个 分支的方法使单独的直径尺寸d1、d2和d3的总平均数保持恒定，那么 通过具有相同直径的所有分支流过大约相同的体积（在忽略摩擦时）。 通过试样气体的不同流动速度，现在能够通过选择分支长度将所希望的 体积量（例如500ml）很好地彻底混合。分支的数量为至少两个。使用 越多的分支，那么试样气体能够更均匀地彻底混合。良好的彻底混合允 许在试样气体中的气体成分的更精确的和更迅速的测量。所述彻底混合 例如是对于借助通流测量技术进行的高精确性的测量重要的。

单独分支的直径优选地这样选择，使得第二分支具有的直径尺寸比 第一分支大至少50%、特别是至少60%、特别是至少70%、特别是至 少80%、特别是至少90%和极其特别是至少100%。

在本发明的一个扩展方案中，窄带发射的激光器具有小于0.2cm^-1的线宽、特别是小于0.05cm^-1的线宽。在此，线宽越小，那么确定的光 谱范围能够更准确地测出。激光器在实施例中是红外量子级联激光器， 所述激光器例如发射在2200cm^-1和2400cm^-1的频率范围内，特别是在 2295cm^-1和2305cm^-1的范围内的光。

用于变化激光器的频率设置有用于调节激光器的机构，在实施方案 变形中所述机构接入借助调制频率周期性地调制的电压，其中接入的电 压伴随有短时间的温度提高并且因此伴随有频移。因此通过相应的电压 调制能够实现激光器的反复升温和降温。在此，激光器的可调性优选在 0.5cm^-1和60cm^-1之间、特别是在1cm^-1、2cm^-1、6cm^-1或20cm^-1。 频率变化确定测出的光谱范围。调制频率确定用哪个频率来测量确定的 光谱范围。在一个扩展方案中，调制频率处于100Hz和500Hz之间、 特别是在10Hz和100Hz之间、特别是在大约50Hz。在一个扩展方案 中，接入激光头中的电压是三角形电压，使得限定的频率光谱线性地首 先向上然后再向下穿行。替选地，例如能够使用锯齿形电压。

如已经阐述的，根据本发明的测量装置具有单独测量的高的时间分 辨率，所述高的时间分辨率与测出光谱的高的点密度关联。检测装置在 此构成和设置为，在每个激光频率在其中变化的光谱范围内、即在调制 频率的周期期间，测量大于20个测量点、优选大于100个测量点、特 别优选大于500个测量点。

激光器发出的激光信号优选是脉冲的并且在一个扩展方案中具有 小于200ns、特别是小于100ns的脉冲持续时间。在此，检测装置在一 个扩展方案中构成和设置为对激光器的每个发射的光脉冲进行吸收测 量。因此，每个激光脉冲造成一个吸收测量值。

此外能够提出，以如下频率读取检测装置，所述频率是激光器用以 发出光脉冲的频率的两倍。因此所述读取借助两倍的激光重复率实现。 这就是说，只有每个第二读取过程与所测量的光脉冲相关。处于其之间 的读取过程不与所测量的信号相关联，并且只反映背景信号。优选直接 减去背景信号。这使能够进一步提高测量精确性。

为了提高测量精确性，此外在一个实施方案变形中提出：由激光器 发射的光分为两个部分光束，其中一个部分光束穿过测量室，并且另一 光束由参照检测装置检测。评估单元将参照检测装置的信号评估，用于 标准化激光器信号强度。因此能够算出激光器的强度波动，这进一步提 高进行的测量的精确性。

在一个扩展方案中，根据本发明的测量装置设置为分析人或动物的 呼吸气体作为试样气体。尤其测量装置适合于以时间分辨的方式确定人 或动物的在呼吸气体中的¹³CO₂/¹²CO₂同位素浓度的比例。此外，能够 实时进行在呼吸气体中的代谢参数的定量测量。例如测量装置设置为确 定每次呼吸的¹³CO₂的总量。在连续的多次呼吸的测量中，这能够以大 约10μg的精确性实现。此外，测量装置设置用于在通流中实时确定在 呼吸气体的0.08%和8%之间的范围的二氧化碳浓度。

另一应用允许借助根据本发明的测量装置相关于气体浓度来确定 试样气体的吸收线的线宽。这样能够通过进行的吸收测量的高的灵敏 性、高的时间分辨率和高的光谱分辨率相关于气体浓度来确定所观察的 吸收线的线宽。在此，将线宽在限定的、事先设定的气体浓度下测量。

此外，本发明涉及用于借助红外吸收光谱法分析试样气体的方法。 所述方法包括下面步骤：

–用光透射测量室，所述光由窄带的激光器发射，所述激光器的线宽小 于或等于处于测量室中的试样气体的待测量的红外吸收线的宽度，其中 激光频率周期性地在限定的光谱范围内变化，并且这样选择激光频率和 其变化，使得试样气体的至少一个待测量的红外吸收线处于限定的光谱 范围内，

–以时间分辨的方式检测由激光器发射并且透射测量室的光，其中单独 的吸收测量在10^-5s或更短的时间内进行，和

–在测量室实现的光吸收方面评估所检测的信号，其中在限定的光谱范 围内以频率分辨的方式确定光吸收。

接下来，参考附图借助多个实施例详细描述本发明。附图示出：

图1示出用于借助红外吸收光谱法分析试样气体的测量装置的实施例；

图2示出借助图1的测量装置的在2297.19cm^-1情况下的¹³CO₂吸收线 的测量，其中所述吸收量相关于以波数为单位的频率在测出的光谱范围 内示出；

图3示出在两次相继的呼吸中的¹²CO₂和¹³CO₂吸收线的同时测量，其 中吸收量一方面相关时间和另一方面相关以波数为单位的频率示出；

图4示出在0DOB和300DOB之间的测量范围内的¹³CO₂和¹²CO₂浓 度的比例，其中横坐标示出测试气体的设置的浓度比例，并且纵坐标示 出通过图1的测量装置所测出的数值；

图5示出在服用¹³C标记的麦撒西丁之后，受检者的随时间的¹³CO₂增 加量；

图6示出在不变的压力下CO₂吸收线的线宽与试样气体的CO₂浓度的 关系；和

图7示出在使用图1的测量装置的情况下用于确定肝脏功能的测量过程 的示意图。

图1示出用于借助红外吸收光谱法来分析试样气体的测量装置100。 装置100包括激光器1、测量室2、两个检测器61、62、前室4、肺活量计 5、电荷放大器7和评估单元8。

激光器1是红外量子级联激光器（QCL），所述激光器具有小于0.2cm^-1 的线宽、特别是0.05cm^-1的线宽。量子阱串级激光器的基频经由其温度设 置。所述基频借助激光器控制单元92以大约0.05s至0.5s的时间标度调 节。附加地，激光频率能够周期性地在限定的光谱范围内变化。在此，接 下来也称作“扫描电压”的电压借助激光器控制单元92附加地接入量子级 联激光器1。扫描电压和与其相关联的扫描电流在激光器中附加的电流流 动期间用于短暂的升温，并且从而移动频率。这样设置激光器的参数，使 得优选地直接在电流流动终止之后再次读取基频。

扫描电压连续地、例如借助三角形电压或锯齿形电压升高，然后降低， 因此发生连续的频率变化。由此，激光器1的频率在叠加在基频上的情况 下周期性地变化。频率变化与至少0.5cm^-1的激光器的可调节性相关联。 可调节性的宽度的例如是1cm^-1、2cm^-1、6cm^-1、20cm^-1或60cm^-1。在此， 可调节性说明激光频率变化的光谱范围。调制频率在1Hz和500Hz之间 的范围内，激光频率随着所述调制频率周期性地变化。所述调制频率限定 测量所观察的光谱范围的频率。接下来，示例地基于50Hz的调制频率。

激光器1是脉冲激光器，其发射具有小于200ns的脉冲持续时间、特 别是100ns的或甚至更短的脉冲持续时间的光信号。因此，测量的最大时 间分辨率限制为200ns或者100ns。在使用比较短的脉冲持续时间时确保 光谱的窄的线宽，因为在长久保持的脉冲下由于与激光的较长发出相关的 温度提高而实现线扩宽。

激光率，这就是说每秒发出的脉冲数量，例如在10kHz和100kHz 之间。接下来，示例地采用50kHz的激光率。

激光器1设置在封闭的壳体中，所述壳体避免了与外部气体的接触。 在此，所述激光器例如设置在TO3壳体中。水冷系统96用于激光器1的 冷却。

此外，经由激光器控制单元92接入用于量子级联激光器1的驱动信号。

测量室2具有倾斜的入射窗21，激光通过所述入射窗入射到测量室2 中，并且所述测量室具有垂直于光路设置的出射窗22。把由激光器1射出 的光经由减反射涂层的透镜31转向倾斜的入射窗21。在入射窗21处，光 划分为两个部分光束。透射的光束横穿测量室2，通过出射窗22离开测量 室2并且在通过另一减反射涂层的透镜32聚焦之后落到第一检测器61上。 反射的光束经由另一减反射涂层的透镜33落到第二检测器61上。例如由 ZnSe、蓝宝石、CaF₂或BaF₂构成的减反射涂层的透镜31、32、33与激光 器1或者相应的检测器61、62直接连接为使得所述测量结构只由四个组件 组成，即激光器、两个检测器和测量室。这形成简单的、坚固的结构。

激光只横穿测量室1一次，该测量室无镜地构成。这再次提高了简单 性和从而测量结构的不易受干扰性。

测量室2包括调节温度装置23、其特别是构造为加热装置，并且经由 温度调节器27调节。

温度调节装置23用于在测量室中保持例如35℃或更高的恒定温度。 这阻止：可能在穿流测量室2的试样气体中存在的水蒸汽使测量室2具有 水蒸气。恒定的温度也能够小于周围温度。

为了将试样气体导入测量室2，测量室具有第一接口24。接口24设置 在例如由铝制成的测量室壳体处。经由接口24，试样气体由前室4经由软 管43等等馈送给测量室2。前室4同样与加热装置41关联，所述加热装 置经由温度调节器42来调节馈送给测量室2的试样气体的温度。因此，在 前室4中已经加热试样气体，并且所述试样气体的水蒸汽含量减少。代替 加热装置41也能够使用调节温度装置41，所述调节温度装置也能够在前 室4中根据需要冷却试样气体。

此外，测量室2具有用于从测量室2流出的试样气体的接口25。在此， 测试气体例如通过软管26等等流到肺活量计5，所述肺活量计确定流过测 量室2的体积流。在穿流肺活量计5之后，试样气体从测量装置排出到环 境中，其中肺活量计5也能够设置在测量装置中的其他部位上。

试样气体垂直于激光透射测量室2的方向地流入测量室2中。同样， 所述试样气体垂直于后提及的方向地再由测量室2流出。在此，接口24、 25错移地设置在测量室壳体上。

测量装置的整个测量结构是不具有能够阻碍试样气体流过的阀或气门 的开放式结构。反之，试样气体能够无阻碍地流过所述结构。在此设置为， 使得在馈送管43、测量室2以及排出管26中的横截面基本上是恒定的， 使得在所有部位上保证了层流，并且没有在确定部位上实现气体积聚。反 之，经由前室4进入到测量室2中的试样气体将之前存在的试样气体从测 量结构中置换出。试样气体通过前室4流入测量室2，并且从测量室2通 过肺活量计5再从测量装置流出。

测量在标准压力下进行。测量室2、前室4、馈送管43、排出管26和 肺活量计5这样实施，使得与在标准压力下相比，其在直至200mbar的 过压下是密封的。如果在气体入口24和气体出口25之间不存在压力差， 那么试样气体能够直到几十分钟不变地保留在测量室2中。

接下来更详细描述的红外吸收测量在通过测量室2的气体流动的每个 阶段中进行，特别是也当试样气体流过测量室2时进行。进行的测量在实 际的通流中实现。由于测量室2的开放式结构，在此能够任意快速地交换 测量室2中的试样气体。

如还要阐述那样，描述的测量装置适合于和可设置为测量作为试样气 体的人或动物的呼吸气体。在呼吸气体用作试样气体的情况下，呼吸压力 用于使新的呼吸将前一次呼吸从测量室中置换出，并且在此将新的呼吸实 时测量。因此，呼吸气体试样仅由于每个患者的呼吸，单独地以所需的速 度在测量室中交换，其中测量实时在通流中实现。在此，测量仪器的呼吸 阻力设计为，其对于气体流小于60mbar。

检测器61、62涉及MCT检测器。这样的检测器是基于水银（II）镉 （II）亚碲酸盐的半导体检测器。检测器61、62优选是珀耳帖冷却的，因 此能够弃用液氮冷却的检测器，而仍然有高灵敏度。弃用液氮来冷却扩展 了测量装置的使用范围，例如在日常临床实践中。

近乎同时读取两个检测器61、62。每个检测器61、62在此测量通过 激光器1发出的光的整个光谱。因此避免了通过检测器与检测器之间的测 量器灵敏度变化而产生的误差。

由检测器61、62读取的信号首先在用于每个检测器61、62的信号放 大器7中分离地放大和积分。那么放大的信号分别经由适配器91传输给评 估单元8，所述评估单元例如借助一般的个人计算机和适合的软件实现。 在此检测器62的信号仅用于标准化信号强度。因此，通过激光器1的强度 波动而造成的在检测器61处的强度波动能够借助检测器62的信号修改。 这提高了评估的精确性。

此外，评估单元8从肺活量计5接收信号。也能够提出：评估单元8 经由未示出的传感器或温度调节器42、27得知试样气体的温度和/或在测 量室2中的温度。评估单元8与监控器95关联。

评估单元在激光器控制单元92上相对于扫描信号、激光器温度和触发 器频率生成控制信号。监控器95能够用于图像地示出进行的吸收测量的评 估。此外，评估单元8能够连接至例如是互联网和/或电话网的通信网络。

经由变压器94连接到电源插头的电源95用于测量装置的不同元件的 供电。

如所阐述那样，激光器1的频率周期性变化。在此经过的光谱范围通 过扫描电压确定。在50kHz的激光率和50Hz的扫描电压的情况下，在每 个经过的光谱范围内能够测量1000个激光脉冲。所观察的光谱范围每秒 被测量50次。测量能够经由确定的时间，例如经由一次呼吸的长度来求平 均。

检测器61这样构成，使得所述检测器在10^-5秒或更短的时间内、特别 是在10^-6秒或更短的时间内进行单独的吸收测量。总频率范围，也就是说 通过扫描电压限定的光谱范围的频率范围，能够以大约0.002秒至1秒来 扫描。在所述实施例中，每个光谱范围（每次扫描）的点密度为1000点。 检测每个激光脉冲，并且转化为测量点。替选地，也能够选择较小的点密 度，例如每个光谱范围500个点或只20个点。

在结合激光器1的小的光谱线宽的情况下，在经过所测量的光谱范围 时的高的点密度能够实现小于0.02cm^-1的光谱分辨率。这就是说，能够非 常准确地记录和分析测量的气体样品的吸收带。通过去卷积或其他数学方 法必要时能够进一步改善光谱分辨率。

图2示出¹³CO₂吸收线的测量，所述吸收线在（以波数为单位的）频 率下为2297.19cm^-1。横轴线说明相对于激光器1的基频的频率变化（由 于扫描电压）。吸收量以OD（光学密度）为单位来说明。点密度是足够高 的，以便能够非常准确地确定吸收线。可以提出拟合曲线。吸收线的拟合 例如能够借助洛伦兹曲线实现。

数据记录分别借助模数转换卡实现，所述模数转换卡设置在评估单元 8中，并且每微秒记录一个或多个数据点。在此，分辨率比12比特更好。

在激光率为50kHz，扫描电流的调制频率为50Hz的情况下，每秒测 量50个光谱。每个光谱测量1000个点。

检测器61、62的读取率优选这样选择，使得其是激光率的两倍大。在 激光率为50kHz时，检测器61、62的读取率因此为100kHz。这使得只 有在每个第二触发过程中之一读取检测的光信号。在其之间进行的测量涉 及背景或者干扰。具有两倍的激光率的检测器61、62的读取使能够每次立 即将光测量的背景减掉。这优选地在评估单元8中实现，并且进一步提高 测量的精确性。

借助描述的测量装置将用于限定的光谱范围的吸收光谱实时测量，因 为每秒能够记录多个光谱。可选择地，在此能够取多个光谱的平均值，这 进一步提高测量的精确性。因此，能够实时检测试样气体的成分改变。

为了得到高精确性，需要高的频率稳定性。这通过由测量软件重调激 光器控制单元92的温度控制实现。在此，以小步长重调温度为使得相同的 （例如¹²CO₂的）气体吸收量最大值总是处于测量范围内的相同位置上。 此外提出，也重调扫描电压为使得吸收线处于在测量范围内的所希望的位 置上。因此，能够最优地复制测量，并且能够取其平均值。通过大的求平 均的次数改善了信噪比。测量软件优选也允许自动地识别：激光效率是否 减低和什么时候激光器1故障。相应的测量软件能够是评估单元8或激光 器控制单元92的部分。

此外能够提出：光谱的迅速评估经由特殊频率范围的积分实现，所述 频率范围与单独的吸收线关联。在此，带有在上下文中已知的气体试样的 检量线的记录允许在无需拟合数据的情况下简单且精确地确定偏移量。因 为频率稳定性能够复制，所以能够寻定适当的频率范围，在所述频率范围 内高精确性地确定浓度。大量数据的拟合可能让测量进程变慢，并且因此 不是必须的。

由于测量的高选择性，测量能够与例如是氧气或其他麻醉气体的测试 气体无关地进行。借助现有的高光谱分辨率，能够分开每种其他气体的影 响。

在示出的实施例中，将测量装置优化，用于在服用¹³C标记的麦撒西 丁之后进行肝脏功能测量。在呼吸气体中检测附加地起代谢作用的¹³CO₂。

这详细地在WO 2007/000145A2中描述，其在该方面通过引用结合于 此。

如在图7中示意性示出，待检查的患者佩戴具有进气阀和排气阀的呼 吸面罩。由此将吸入气体由呼出气体分开。呼出的气体不能再吸入。在排 气阀上连接塑料软管，所述塑料软管将所有呼吸气体传输到测量装置100 上，并且所述塑料软管与前室4连接。面罩和软管同样在直至200mbar 的过压下是密封的，使得所有呼吸气体穿流测量装置100。

在此，当面罩没有正确地罩在患者面部或面罩滑落时，测量软件能够 自动识别。测量软件还识别，患者是否还呼吸，并且必要时发出警告。此 外提出，测量软件识别测量何时会结束。这样的测量软件能够同样集成到 评估单元8中。

现在这样选择激光器1的激光频率和通过扫描电压限定的光谱范围， 使得试样气体的至少两条吸收线处于限定的光谱范围内。在所观察的例子 中，所述两条吸收线为¹³CO₂的吸收线和¹²CO₂的吸收线。在施用¹³C标 记的麦撒西丁之后，其在肝脏中分解，并且能够在呼吸气体中检测。分解 与在呼吸气体中的¹³CO₂的升高相关联，这造成¹³CO₂与¹²CO₂的比例的 改变。所述比例通过测量装置100借助吸收测量确定，并且所述比例的时 间变化曲线在监控器93中示出。

图3示出在两次相继的呼吸过程中¹²CO₂和¹³CO₂吸收线的同时测量。 吸收变化以OD（光学密度）显示。所述吸收变化不仅相对于以秒为单位 的时间还相对于以波数为单位的频率记录和示出。能够清楚看到的是吸收 量的强烈变化和从而浓度的强烈变化。

图4对精确性加以说明，借助所述精确性能够测量¹³CO₂/¹²CO₂的浓度 的比例。浓度比例以非常准确表征的测试气体来设置，并且所述比例借助 测试测量校验。横坐标在此示出通过测试气体设置的DOB值。纵坐标示 出测出的DOB值，所述测出的DOB值由根据图3的线比例确定。在此1 DOB表示为¹³CO₂与¹²CO₂之间的比例相对于自然比例的千分之一的变 化。表明的是在测量连续的多次呼吸时，¹³CO₂与¹²CO₂浓度之间的比例能 够借助好于每次呼吸5DOB的精确性确定。

测量范围在0.08%至8%CO₂的浓度范围内从0DOB延伸至高于1000 DOB。在整个范围上将比例借助最高的精度测量。

图5示出在服用¹³C标记的麦撒西丁之后的肝脏功能确定。示出的是 在服用后受检者的¹³CO₂的增加，其伴随有¹³CO₂吸收线的升高的吸收变 化。测量每次呼吸，并且每次呼吸对应于一个测量点（这就是说将在一次 呼吸中测量的光谱和由所述光谱得到确定的比例对一个测量点求平均）。 吸收量变化的提高和最大值能够清楚地和定量地精确确定。将诊断用药在 -3分钟时施用。

以相应的方式，也能够确定其他同位素、元素或分子的比例。

除了确定同位素的比例测量，根据本发明的测量装置还允许其他评估。 例如能够测量在呼吸中的代谢产品的、例如¹³CO₂的总量。因此将穿流测 量室2流过的体积流借助肺活量计5测量。因为测量室2的容积是恒定的， 并且以时间分辨的方式确定吸收量，所以流过测量室2的二氧化碳量能够 通过对时间的积分来确定。特别是由吸收量能够直接确定浓度，因为每个 吸收线的消光系数是已知的，同样测量室的长度是已知的。因为测量装置 使能够实时、以时间分辨的方式跟踪吸收量，并且同时能够实时、以时间 分辨的方式跟踪体积流，所以总量能够通过体积和浓度的乘积的积分对时 间的来实时确定。

由此，通过¹³CO₂浓度和¹²CO₂浓度的测量能够分别对于¹³CO₂和¹²CO₂分离地确定在测量室中的二氧化碳量。特别是，在测量连续的多次呼吸时， 能够以每次呼吸精确到10μg地确定¹³CO₂的总量。

当在呼吸气体中的压力保持不变时，另一应用确定在呼吸气体中的 CO₂浓度变化时CO₂吸收线的变化的检测。随着气体浓度增加和/或分压的 改变，吸收线的线宽借助自身已知的线拓宽机构改变。在不同的已知CO₂浓度下，线宽能够借助测量装置测量，比照图2和3的吸收线。

图6示出测出的线宽与呼吸气体的以百分数计的¹²CO₂浓度的关系。 确定的相关性能够评估用于进一步的误差降低。

用于测量¹³CO₂和¹²CO₂的频率范围在2200cm^-1和2400cm^-1之间， 特别是在2295cm^-1至2305cm^-1之间。一般来说优选使用激光器1，所述 激光器在2μm至12μm的频率范围内发射光。

所描述的测量装置的使用不限于呼吸气体的CO₂含量的测量。借助 描述的测量仪器能够分析任意气体试样。在此，例如任意气体的同位素比 例能够高灵敏度地和非常精确地实时确定。根据本发明的测量装置能够实 现：以定量的、动力学的和时间分辨的方式实时测量代谢参数。在此，人 或动物的负荷分析也能够实时进行。