JP3502349B2 - 人工呼吸器システム - Google Patents
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Description
【０００１】（発明の分野）
本発明は呼吸補助を必要とする患者のための人工呼吸器
に関し、詳しくは、再循環用のバイパス弁と、主弁を横
断する差圧を一定に維持するためのコンピュータ化され
た主弁制御体とを備え連続運転される圧縮器を使用する
人工呼吸器システムに関する。
に関し、詳しくは、再循環用のバイパス弁と、主弁を横
断する差圧を一定に維持するためのコンピュータ化され
た主弁制御体とを備え連続運転される圧縮器を使用する
人工呼吸器システムに関する。
【０００２】（従来技術）
自分では呼吸することができない、あるいは呼吸補助を
必要とする患者のための従来の低圧回転圧縮器型の人工
呼吸器は、可変速型圧縮器かあるいは定速型圧縮器を使
用する。可変速型圧縮器は米国特許第５，６９４，９２
６号に例示され、本来静止した状態から急激に加速運転
することで吸入を生じさせ、次いで、停止あるいは基礎
流量水準に減速されると、患者は呼気することができる
ようになる。圧縮器を急加速及び急制動するために、圧
縮器には高価な低慣性機構と、非常に大きな電流を取り
扱うための駆動回路とを設ける必要がある。これによ
り、大きく且つ高価な電力装置と、人工呼吸器を商用電
力線に繋がない場合の相当量の予備電池とが必要とな
る。
必要とする患者のための従来の低圧回転圧縮器型の人工
呼吸器は、可変速型圧縮器かあるいは定速型圧縮器を使
用する。可変速型圧縮器は米国特許第５，６９４，９２
６号に例示され、本来静止した状態から急激に加速運転
することで吸入を生じさせ、次いで、停止あるいは基礎
流量水準に減速されると、患者は呼気することができる
ようになる。圧縮器を急加速及び急制動するために、圧
縮器には高価な低慣性機構と、非常に大きな電流を取り
扱うための駆動回路とを設ける必要がある。これによ
り、大きく且つ高価な電力装置と、人工呼吸器を商用電
力線に繋がない場合の相当量の予備電池とが必要とな
る。
【０００３】米国特許第４，９５７，１０７号に示され
るような定速型圧縮器はこの問題を解決する。しかしこ
の圧縮器では、呼気中に有意量の空気が廃棄されること
で別の問題が生じる。つまり、圧縮器を無用に動作せし
めるのみならず、吸入空気が酸素添加されている場合
は、呼気中に酸素源をシールしない限り大量の酸素が無
駄になってしまう。米国特許第４，９５７，１０７に例
示されるようなシステムもまた、空気送給は“入る”か
あるいは“切る”の何れかであり、呼吸中に複雑な吸気
圧力及び流量曲線を生じさせるべくこの空気送給を変化
させることができないと言う問題がある。一般に、従来
の人工呼吸器は比較的大型で且つ重く、患者は殆ど動く
ことができず、あるいは、小型且つ軽量のものであって
も、その換気容量は限定的なものである。
るような定速型圧縮器はこの問題を解決する。しかしこ
の圧縮器では、呼気中に有意量の空気が廃棄されること
で別の問題が生じる。つまり、圧縮器を無用に動作せし
めるのみならず、吸入空気が酸素添加されている場合
は、呼気中に酸素源をシールしない限り大量の酸素が無
駄になってしまう。米国特許第４，９５７，１０７に例
示されるようなシステムもまた、空気送給は“入る”か
あるいは“切る”の何れかであり、呼吸中に複雑な吸気
圧力及び流量曲線を生じさせるべくこの空気送給を変化
させることができないと言う問題がある。一般に、従来
の人工呼吸器は比較的大型で且つ重く、患者は殆ど動く
ことができず、あるいは、小型且つ軽量のものであって
も、その換気容量は限定的なものである。
【０００４】（解決しようとする課題）
車椅子の背後に取り付け、あるいは人が好都合に持つこ
とのできる、また、融通性があり、しかも電力消費量の
点で経済的な、比較的小型且つ軽量の、現在のところ入
手することのできない、人工呼吸器システムを提供する
ことである。
とのできる、また、融通性があり、しかも電力消費量の
点で経済的な、比較的小型且つ軽量の、現在のところ入
手することのできない、人工呼吸器システムを提供する
ことである。
【０００５】（課題を解決するための手段）
本発明は、上述の課題を、呼気中の排出分がバイパス弁
に通して再循環される、連続運転型の圧縮器を有する人
工呼吸器を提供することにより解決するものである。吸
気流量は、マイクロプロセッサを介して作動されるデジ
タルステップモータにより駆動する流量弁により制御さ
れる。バイパス弁が、流量弁を横断する差圧を比較的一
定に維持する一方で、圧縮器の余剰の流れを吸入側に戻
し、かくして、エネルギー消費量の最小化を保証する。
マイクロプロセッサは、所望の流量を発生させるために
必要な弁位置を、流量弁を横断する差圧を考慮しつつ連
続的且つ反復的に計算することにより、経験的に導出し
たルックアップ表に従い流量弁を制御する。かくして、
流量弁は、流量制御体及び流量フィードバック体として
高精度に機能する。本発明によれば、酸素の損失が回避
され、しかも尚、定速型圧縮器を使用することのでき
る、構成部品が小型で比較的持ち運びやすく且つ融通性
のある人工呼吸器が創出される。本発明の新規な有益性
は、単一の定速型圧縮器を使用して、呼吸量制御モード
及び呼吸圧制御モードの何れでも運転することが出来る
ことである。
に通して再循環される、連続運転型の圧縮器を有する人
工呼吸器を提供することにより解決するものである。吸
気流量は、マイクロプロセッサを介して作動されるデジ
タルステップモータにより駆動する流量弁により制御さ
れる。バイパス弁が、流量弁を横断する差圧を比較的一
定に維持する一方で、圧縮器の余剰の流れを吸入側に戻
し、かくして、エネルギー消費量の最小化を保証する。
マイクロプロセッサは、所望の流量を発生させるために
必要な弁位置を、流量弁を横断する差圧を考慮しつつ連
続的且つ反復的に計算することにより、経験的に導出し
たルックアップ表に従い流量弁を制御する。かくして、
流量弁は、流量制御体及び流量フィードバック体として
高精度に機能する。本発明によれば、酸素の損失が回避
され、しかも尚、定速型圧縮器を使用することのでき
る、構成部品が小型で比較的持ち運びやすく且つ融通性
のある人工呼吸器が創出される。本発明の新規な有益性
は、単一の定速型圧縮器を使用して、呼吸量制御モード
及び呼吸圧制御モードの何れでも運転することが出来る
ことである。
【０００６】（発明の実施の態様）
図１には本発明の人工呼吸器１０の機械的部分が概略示
されている。人工呼吸器１０は電子機械的なものであ
り、様々なモード下に患者への正圧（陽圧）呼吸補助を
提供することができるものである。詳しく説明すると、
以下の呼吸形式、即ち、 ａ）各呼吸における一回呼吸量の空気が各呼吸の吸入プ
リセット時間において送達され、呼吸が患者によってか
あるいは調時回路によって開始される容量制御呼吸： ｂ）吸入中に９９ｃｍＨ2Ｏまでの圧力を生じさせるた
めの十分な流量が維持され、呼吸が、患者かあるいは人
工呼吸器によって開始され、吸入が、流量が所定水準に
低下したとき、あるいは調時アルゴリズムがタイムアウ
トした時に終了する圧力呼吸： ｃ）吸入流量が、患者の要求に合わせるための、及び、
一定の基準線圧力を維持するための必要に応じて変化
し、呼吸が患者によって開始され、吸入が、流量が所定
水準に低下する、あるいは設定したバックアップ時間が
無くなる、の何れか早い方に応じて終了される自発呼
吸： に対する補助が提供される。本発明の１つの特徴は、人
工呼吸器１０が、流量−終了圧力モードあるいは時間−
終了圧力モード、つまり自発呼吸モード、もしくは、従
来からの一回呼吸量モードにおいて、圧縮器動作あるい
は圧縮器速度（呼吸時の）を変化させることなく、単に
流量弁１２を適宜に作動するのみで運転され得ることで
ある。
されている。人工呼吸器１０は電子機械的なものであ
り、様々なモード下に患者への正圧（陽圧）呼吸補助を
提供することができるものである。詳しく説明すると、
以下の呼吸形式、即ち、 ａ）各呼吸における一回呼吸量の空気が各呼吸の吸入プ
リセット時間において送達され、呼吸が患者によってか
あるいは調時回路によって開始される容量制御呼吸： ｂ）吸入中に９９ｃｍＨ2Ｏまでの圧力を生じさせるた
めの十分な流量が維持され、呼吸が、患者かあるいは人
工呼吸器によって開始され、吸入が、流量が所定水準に
低下したとき、あるいは調時アルゴリズムがタイムアウ
トした時に終了する圧力呼吸： ｃ）吸入流量が、患者の要求に合わせるための、及び、
一定の基準線圧力を維持するための必要に応じて変化
し、呼吸が患者によって開始され、吸入が、流量が所定
水準に低下する、あるいは設定したバックアップ時間が
無くなる、の何れか早い方に応じて終了される自発呼
吸： に対する補助が提供される。本発明の１つの特徴は、人
工呼吸器１０が、流量−終了圧力モードあるいは時間−
終了圧力モード、つまり自発呼吸モード、もしくは、従
来からの一回呼吸量モードにおいて、圧縮器動作あるい
は圧縮器速度（呼吸時の）を変化させることなく、単に
流量弁１２を適宜に作動するのみで運転され得ることで
ある。
【０００７】周囲空気は、入口フィルタ１４を通して人
工呼吸器１０に入り、アキュムレータ／消音装置１６に
入り、そこで随意的に、ソレノイド弁１８ａ〜ｄにより
設定された割合で酸素と混合される。アキュムレータ／
消音装置１６は、従来通り、運転時の圧縮器騒音をも減
少させる。酸素添加された空気は、人工呼吸器１０の最
大要求量を満足させるに十分な速度で運転されるよう調
整したドラッグ（ｄｒａｇ）圧縮器であるのが好ましい
定速型の圧縮器２０を使用して、アキュムレータ／消音
装置１６から抜き出される。圧縮器２０の出口流量と、
出口圧力ＰOTとが消音装置２２に伝達される。消音装置
２２からの排出流量は結局、流量弁１２の入口２４に流
入する。
工呼吸器１０に入り、アキュムレータ／消音装置１６に
入り、そこで随意的に、ソレノイド弁１８ａ〜ｄにより
設定された割合で酸素と混合される。アキュムレータ／
消音装置１６は、従来通り、運転時の圧縮器騒音をも減
少させる。酸素添加された空気は、人工呼吸器１０の最
大要求量を満足させるに十分な速度で運転されるよう調
整したドラッグ（ｄｒａｇ）圧縮器であるのが好ましい
定速型の圧縮器２０を使用して、アキュムレータ／消音
装置１６から抜き出される。圧縮器２０の出口流量と、
出口圧力ＰOTとが消音装置２２に伝達される。消音装置
２２からの排出流量は結局、流量弁１２の入口２４に流
入する。
【０００８】最大要求量時を除き、流量弁１２に送る必
要のない過剰の酸素添加空気が、少なくとも幾分か常に
存在する。この過剰の空気はバイパス弁２６を介して再
循環され、アキュムレータ／消音装置１６に戻り、新た
な酸素に対する必要性を減少させる。バイパス弁２６
は、流量弁１２の出口２８側の位置での患者の空気圧力
Ｐｐと、バネ３０の圧力との合計圧力により閉じた位置
に偏倚される。バネ３０は、約１０〜１５ｃｍＨ2Ｏの
一定の閉鎖偏倚力を提供するものであるのが好ましい。
かくして、バイパス弁２６は、ＰOTがＰｐ及びバネ偏倚
力の合計圧力に打ち勝つまで開放されないことから、流
量弁１２の入口２４と出口２８との間に約１０〜１５ｃ
ｍＨ2Ｏの一定の差圧を維持しようとする。この差圧は
トランスデューサ３１により監視される。
要のない過剰の酸素添加空気が、少なくとも幾分か常に
存在する。この過剰の空気はバイパス弁２６を介して再
循環され、アキュムレータ／消音装置１６に戻り、新た
な酸素に対する必要性を減少させる。バイパス弁２６
は、流量弁１２の出口２８側の位置での患者の空気圧力
Ｐｐと、バネ３０の圧力との合計圧力により閉じた位置
に偏倚される。バネ３０は、約１０〜１５ｃｍＨ2Ｏの
一定の閉鎖偏倚力を提供するものであるのが好ましい。
かくして、バイパス弁２６は、ＰOTがＰｐ及びバネ偏倚
力の合計圧力に打ち勝つまで開放されないことから、流
量弁１２の入口２４と出口２８との間に約１０〜１５ｃ
ｍＨ2Ｏの一定の差圧を維持しようとする。この差圧は
トランスデューサ３１により監視される。
【０００９】流量弁１２の出口２８側は、固定オリフィ
ス４２を介設した導管３２を通して患者と直結される。
差圧型トランスデューサ４０の入口導管３６及び３８を
オリフィス４２の各側の入口部４３及び４４に結合する
ことにより、患者への、また、患者からの空気流量を測
定することができる。呼気中に患者の呼気圧力が調節バ
ネ５０の偏倚力を越えると、呼気弁４６が番号４８で示
す出口位置で大気中への開放通路を提供し、呼気駆動用
のソレノイド弁５２が図１に示す位置を取る。吸気中、
呼気弁４６はソレノイド弁５２により閉鎖状態に錠止さ
れ、ソレノイド弁５２は、賦活されると呼気弁４６のバ
ネチャンバに流量弁の圧力ＰOTを付加する。圧力Ｐ
OTが、上述した理由によって導管３２内の圧力Ｐｐより
も常に高い限り、吸気中に出口４８から空気が逃出する
ことはない。
ス４２を介設した導管３２を通して患者と直結される。
差圧型トランスデューサ４０の入口導管３６及び３８を
オリフィス４２の各側の入口部４３及び４４に結合する
ことにより、患者への、また、患者からの空気流量を測
定することができる。呼気中に患者の呼気圧力が調節バ
ネ５０の偏倚力を越えると、呼気弁４６が番号４８で示
す出口位置で大気中への開放通路を提供し、呼気駆動用
のソレノイド弁５２が図１に示す位置を取る。吸気中、
呼気弁４６はソレノイド弁５２により閉鎖状態に錠止さ
れ、ソレノイド弁５２は、賦活されると呼気弁４６のバ
ネチャンバに流量弁の圧力ＰOTを付加する。圧力Ｐ
OTが、上述した理由によって導管３２内の圧力Ｐｐより
も常に高い限り、吸気中に出口４８から空気が逃出する
ことはない。
【００１０】人工呼吸器１０内には、圧縮器が故障した
場合に患者が呼吸できるようにするための、大気圧以下
釈放弁５４が設けられる。人工呼吸器１０の流量送達シ
ステムが故障した場合に圧力Ｐｐを安全な値に制限す
る、バネ偏倚式の過圧釈放弁５６も設けられる。差圧型
トランスデューサ４０の入口部４３及び４４が患者の息
の水分によって詰まりやすいことから、パージソレノイ
ド５８が定期的に瞬間作動され、圧力ＰOTの空気を入口
部４３及び４４を介して導管３２内に噴入し、かくして
入口部４３及び４４、導管３２の清浄状態が維持され
る。逆止弁６０、６２が、パージ流れのない状態におい
て差圧型トランスデューサ４０の２つの入口部４３及び
４４を分離する。
場合に患者が呼吸できるようにするための、大気圧以下
釈放弁５４が設けられる。人工呼吸器１０の流量送達シ
ステムが故障した場合に圧力Ｐｐを安全な値に制限す
る、バネ偏倚式の過圧釈放弁５６も設けられる。差圧型
トランスデューサ４０の入口部４３及び４４が患者の息
の水分によって詰まりやすいことから、パージソレノイ
ド５８が定期的に瞬間作動され、圧力ＰOTの空気を入口
部４３及び４４を介して導管３２内に噴入し、かくして
入口部４３及び４４、導管３２の清浄状態が維持され
る。逆止弁６０、６２が、パージ流れのない状態におい
て差圧型トランスデューサ４０の２つの入口部４３及び
４４を分離する。
【００１１】較正目的上、自動ゼロ化のためのソレノイ
ド弁６８、７０が定期的に作動され、差圧型トランスデ
ューサ４０を入口部４３及び４４から脱係合する。この
条件下での差圧型トランスデューサ４０の読み取り値は
ゼロとなるべきである。もしゼロでない場合、差圧型ト
ランスデューサ４０のオフセット信号レベルは制御体８
２により適宜に補償される。患者の、オリフィス４２の
側での実際の気道圧力を測定するための気道圧力トラン
スデューサ７２が、入口導管３８に結合される。入口ポ
ート７６位置での酸素圧を測定するための酸素圧トラン
スデューサ７４もまた取り付けられ、それにより、固定
オリフィス７８ａ〜ｄを通してアキュムレータ／消音装
置１６内に送られる酸素容積を自動調節するためのデー
タが提供される。
ド弁６８、７０が定期的に作動され、差圧型トランスデ
ューサ４０を入口部４３及び４４から脱係合する。この
条件下での差圧型トランスデューサ４０の読み取り値は
ゼロとなるべきである。もしゼロでない場合、差圧型ト
ランスデューサ４０のオフセット信号レベルは制御体８
２により適宜に補償される。患者の、オリフィス４２の
側での実際の気道圧力を測定するための気道圧力トラン
スデューサ７２が、入口導管３８に結合される。入口ポ
ート７６位置での酸素圧を測定するための酸素圧トラン
スデューサ７４もまた取り付けられ、それにより、固定
オリフィス７８ａ〜ｄを通してアキュムレータ／消音装
置１６内に送られる酸素容積を自動調節するためのデー
タが提供される。
【００１２】流量弁１２はステップモータ８０によりデ
ジタル的に運転される。ステップモータ８０は制御体で
あるマイクロプロセッサ８２により駆動される。マイク
ロプロセッサ８２に入力される値は、トランスデューサ
３１の出力（流量弁の差圧）、トランスデューサ４１の
出力（気道流量）、トランスデューサ７２の出力（気道
圧力）、そして、トランスデューサ７４の出力（酸素圧
力）であり、運転モードの所望の設定値であり、呼吸の
速度、時間、圧力及びあるいは容積の各パラメータであ
り、また、酸素濃度である。マイクロプロセッサ８２の
出力は、ソレノイド弁１８ａ〜ｄのための作動信号（酸
素流量）、ソレノイド弁５２のための作動信号（呼気制
御）、ソレノイド弁５８のための作動信号（流量センサ
のパージ）、ソレノイド弁６８、７０のための作動信号
（自動ゼロ化）、のみならず、流量弁１２を駆動するス
テップモータ８０に対するデジタル制御信号、である。
ステップモータ８０の制御、従って流量弁１２の制御は
最も臨界的なものであり、且つマイクロプロセッサ８２
が制御すべき最も複雑な運転である。マイクロプロセッ
サ８２は、以下に説明する如く経験的に発生された一対
のルックアップ表に従い、ステップモータ８０を作動さ
せて弁の位置決めを制御する。
ジタル的に運転される。ステップモータ８０は制御体で
あるマイクロプロセッサ８２により駆動される。マイク
ロプロセッサ８２に入力される値は、トランスデューサ
３１の出力（流量弁の差圧）、トランスデューサ４１の
出力（気道流量）、トランスデューサ７２の出力（気道
圧力）、そして、トランスデューサ７４の出力（酸素圧
力）であり、運転モードの所望の設定値であり、呼吸の
速度、時間、圧力及びあるいは容積の各パラメータであ
り、また、酸素濃度である。マイクロプロセッサ８２の
出力は、ソレノイド弁１８ａ〜ｄのための作動信号（酸
素流量）、ソレノイド弁５２のための作動信号（呼気制
御）、ソレノイド弁５８のための作動信号（流量センサ
のパージ）、ソレノイド弁６８、７０のための作動信号
（自動ゼロ化）、のみならず、流量弁１２を駆動するス
テップモータ８０に対するデジタル制御信号、である。
ステップモータ８０の制御、従って流量弁１２の制御は
最も臨界的なものであり、且つマイクロプロセッサ８２
が制御すべき最も複雑な運転である。マイクロプロセッ
サ８２は、以下に説明する如く経験的に発生された一対
のルックアップ表に従い、ステップモータ８０を作動さ
せて弁の位置決めを制御する。
【００１３】気道流量ｆが、流量弁１２を横断する差圧
ｄｐと、弁オリフィス８４の面積とにより決定される。 ｆ∝ａ√ｄｐ−−−−−−−（１） 弁オリフィスの面積がステップモータ位置によって決ま
ることから、気道流量ｆを、差圧ｄｐとステップモータ
位置ｘとの関数として以下のように表すことができる。 ｆ∝ｘ√ｄｐ−−−−−−−（２）
ｄｐと、弁オリフィス８４の面積とにより決定される。 ｆ∝ａ√ｄｐ−−−−−−−（１） 弁オリフィスの面積がステップモータ位置によって決ま
ることから、気道流量ｆを、差圧ｄｐとステップモータ
位置ｘとの関数として以下のように表すことができる。 ｆ∝ｘ√ｄｐ−−−−−−−（２）
【００１４】精度を改善するために、ステップモータ位
置及び差圧を様々に組み合わせて実際の流量を測定す
る。これにより、トランスデューサ３１からの出力と、
指令されたステップモータ８０の位置ｘとの関数として
の流量を与える特徴、あるいはルックアップ表（図４）
が得られる。得られたルックアップ表は、実際の運転上
必要なものよりも粗いものではあるが、補完法により中
間値を確認することができる。ｘ及びｄｐの関数として
のｆを知ることにより、表４は、流量及び差圧の関数と
してのステップモータ位置を明らかにするべく再配列す
ることができる。 ｘ∝ｆ／√ｄｐ−−−（３）
置及び差圧を様々に組み合わせて実際の流量を測定す
る。これにより、トランスデューサ３１からの出力と、
指令されたステップモータ８０の位置ｘとの関数として
の流量を与える特徴、あるいはルックアップ表（図４）
が得られる。得られたルックアップ表は、実際の運転上
必要なものよりも粗いものではあるが、補完法により中
間値を確認することができる。ｘ及びｄｐの関数として
のｆを知ることにより、表４は、流量及び差圧の関数と
してのステップモータ位置を明らかにするべく再配列す
ることができる。 ｘ∝ｆ／√ｄｐ−−−（３）
【００１５】そうして得た位置表（図５）によれば、所
望の流量及び差圧下の関数としてのステップモータ位置
が得られる。図４におけるように、図５の表の中間値も
また補完法により確認することができる。流量ｆと、従
って差圧ｄｐとはそれら自身がステップモータ８０の指
令位置ｘの関数であるところから、図５のルックアップ
表からの位置の算出をマイクロプロセッサ８２により連
続的に更新して差圧の変動を追随させ、所望の流量が送
達されるようにするべきである。好ましい実施例におけ
る代表的な反復時間は２ｍｓのオーダーである。流量弁
１２が、流量トランスデューサ（弁位置と差圧との関数
としての流量を図４のルックアップ表から知り得ること
から）及び流量制御体（その位置により流量を制御する
ことから）の機能を共に奏し得ることを銘記されたい。
差圧型トランスデューサ４０の発生する検出された流量
測定値は流量弁とは無関係である。この流量測定値の信
号は、呼吸を開始しようとする患者の努力を検出し、呼
気の一回呼吸量を表示するための呼気流量を測定するた
めに使用される。
望の流量及び差圧下の関数としてのステップモータ位置
が得られる。図４におけるように、図５の表の中間値も
また補完法により確認することができる。流量ｆと、従
って差圧ｄｐとはそれら自身がステップモータ８０の指
令位置ｘの関数であるところから、図５のルックアップ
表からの位置の算出をマイクロプロセッサ８２により連
続的に更新して差圧の変動を追随させ、所望の流量が送
達されるようにするべきである。好ましい実施例におけ
る代表的な反復時間は２ｍｓのオーダーである。流量弁
１２が、流量トランスデューサ（弁位置と差圧との関数
としての流量を図４のルックアップ表から知り得ること
から）及び流量制御体（その位置により流量を制御する
ことから）の機能を共に奏し得ることを銘記されたい。
差圧型トランスデューサ４０の発生する検出された流量
測定値は流量弁とは無関係である。この流量測定値の信
号は、呼吸を開始しようとする患者の努力を検出し、呼
気の一回呼吸量を表示するための呼気流量を測定するた
めに使用される。
【００１６】ステップモータ８０の要求位置を連続的に
反復再計算する必要を生じさせる要因の１つは、人工呼
吸器１０の大抵の運転モードでは、吸気中に吸気流量が
広範囲に変化するという事実である。代表的な運転モー
ドでの一回の呼吸サイクルの時間の関数としての流量を
示す図３に示すように、流量（及び結局は弁の位置）は
吸気の開始時点で急上昇し、次いで、患者の肺が充満さ
れるに従い減少する。吸気流量は、選択したモード及び
パラメータ設定値により決定された如く終了され、呼気
駆動用のソレノイド弁５２が釈放されることにより、引
き続き呼気が開始される。以上、本発明を実施例を参照
して説明したが、本発明の内で種々の変更をなし得るこ
とを理解されたい。
反復再計算する必要を生じさせる要因の１つは、人工呼
吸器１０の大抵の運転モードでは、吸気中に吸気流量が
広範囲に変化するという事実である。代表的な運転モー
ドでの一回の呼吸サイクルの時間の関数としての流量を
示す図３に示すように、流量（及び結局は弁の位置）は
吸気の開始時点で急上昇し、次いで、患者の肺が充満さ
れるに従い減少する。吸気流量は、選択したモード及び
パラメータ設定値により決定された如く終了され、呼気
駆動用のソレノイド弁５２が釈放されることにより、引
き続き呼気が開始される。以上、本発明を実施例を参照
して説明したが、本発明の内で種々の変更をなし得るこ
とを理解されたい。
【００１７】（発明の効果）
車椅子の背後に取り付け、あるいは人が好都合に持つこ
とのできる、また、融通性があり、しかも電力消費量の
点で経済的な、比較的小型且つ軽量の、現在のところ入
手することのできない人工呼吸器システムが提供され
る。 ［図面の簡単な説明］
とのできる、また、融通性があり、しかも電力消費量の
点で経済的な、比較的小型且つ軽量の、現在のところ入
手することのできない人工呼吸器システムが提供され
る。 ［図面の簡単な説明］
【図１】本発明の人工呼吸器の概略ダイヤグラム図であ
る。
る。
【図２】全呼吸サイクルを通して流量弁を横断する差圧
が不変であることを例示する、時間／圧力ダイヤグラム
図である。
が不変であることを例示する、時間／圧力ダイヤグラム
図である。
【図３】患者の呼吸サイクル中の典型的な流量の変動を
例示する、時間／流量ダイヤグラム図である。
例示する、時間／流量ダイヤグラム図である。
【図４】差圧及び弁位置の関数として流量を示した三次
元ダイヤグラム図である。
元ダイヤグラム図である。
【図５】所望の流量のための、差圧変化を考慮した弁位
置を示す三次元ダイヤグラム図である。
置を示す三次元ダイヤグラム図である。
１０ 人工呼吸器
１２ 流量弁
１４ 入口フィルタ
１６ アキュムレータ／消音装置
２０ 圧縮器
２２ 消音装置
２４ 入口
２６ バイパス弁
２８、４８ 出口
３０ バネ
３１ トランスデューサ
３２ 導管
３６、３８ 入口導管
４０ 差圧型トランスデューサ
４２ 固定オリフィス
４３、４４ 入口部
４６ 呼気弁
５０ 調節バネ
５２ ソレノイド弁
５４ 大気圧以下釈放弁
５６ 過圧釈放弁
５８ パージソレノイド
６０、６２ 逆止弁
６８、７０ ソレノイド
７２ 気道圧力トランスデューサ
７６ 入口ポート
７４ 酸素圧力トランスデューサ
７８ａ〜ｄ 固定オリフィス
８２ 制御体
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 マイケル ビー．ホームズ
アメリカ合衆国 92505 カリフォルニ
ア、リバーサイド、キャンベル アベニ
ュー 11031
(56)参考文献 特開 昭61−13971（ＪＰ，Ａ)
特開 昭54−13692（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−337185（ＪＰ，Ａ)
特表 平３−505170（ＪＰ，Ａ)
特表 平10−507116（ＪＰ，Ａ)
米国特許5331995（ＵＳ，Ａ)
米国特許5241955（ＵＳ，Ａ)
米国特許5931159（ＵＳ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61M 16/00
A61M 16/12
Claims (14)
- 【請求項１】 呼吸補助を必要とする患者のための人工
呼吸器であって、 （ａ）空気入口及び空気出口を有し、空気を該空気出口
位置で第１の圧力水準に圧縮するべく配列された圧縮器
と、 （ｂ）入口及び出口と、該入口及び出口間に介装した弁
要素とを有し、前記第１の圧力水準に加圧された空気が
前記入口に付与され、該空気が、第２の圧力水準下に前
記出口から排出される流量弁と、 （ｃ）前記第１の圧力水準の空気の一部分を受けるべく
配列されたバイパス弁にして、該受けた空気部分をバイ
パス弁が開放状態のとき前記圧縮器の入口側に放出し、
更に、該バイパス弁が、 （ｄ）閉じた位置に向けて偏倚する偏倚力によって偏倚
され、該バイパス弁が開放状態の時、前記第１の圧力水
準が、前記偏倚力と前記第２の圧力水準とを合計した力
を上回ったとき前記流量弁の出口に結合されるようにな
っているバイパス弁と、 （ｅ）流量弁の出口から排出される空気を患者の肺に導
入するように配列した導管と、 を含む人工呼吸器。 - 【請求項２】 圧縮器が実質的に定速型の圧縮器である
請求項１の人工呼吸器。 - 【請求項３】 偏倚力が実質的に一定の偏倚力である請
求項１の人工呼吸器。 - 【請求項４】 （ｆ）弁要素に結合され、流量弁の入口
及び出口間の空気流量を選択的に増減するためのアクチ
ュエータと、 （ｇ）該アクチュエータに作動上結合した制御体にし
て、該アクチュエータをして、選択された空気流量と、
第１の圧力水準及び第２の圧力水準間の差圧とに応じて
前記弁要素を再位置決めせしめる制御体と、を更に含む
請求項１の人工呼吸器。 - 【請求項５】 （ｇ）の制御体が、所定の差圧下での所
定の空気流量に相当する弁要素位置のためのルックアッ
プ表を含み、該制御体が、該ルックアップ表から、検出
された最新の差圧下で選択された空気流量を発生させる
ために必要な弁要素位置を連続的に算出するように配列
され、（ｆ）のアクチュエータが、弁要素を算出された
位置に位置決めするように制御される請求項４の人工呼
吸器。 - 【請求項６】 ルックアップ表が経験的に導出されたも
のである請求項５の人工呼吸器。 - 【請求項７】 経験的に得られた値どうしの中間の値が
補完法によって得られる請求項６の人工呼吸器。 - 【請求項８】 制御体が、所定の差圧下での弁要素の所
定位置に相当する空気流量のための第２のルックアップ
表を含み、該制御体が、該第２のルックアップ表から、
検出された最新の差圧下での弁要素の最新の位置により
発生される空気流量を連続的に算出するようになってい
る請求項５の人工呼吸器。 - 【請求項９】 第２のルックアップ表が経験的に導出さ
れたものである請求項８の人工呼吸器。 - 【請求項１０】 経験的に得られた値どうしの中間の値
が補完法によって得られる請求項９の人工呼吸器。 - 【請求項１１】 アクチュエータがステップモータであ
る請求項５の人工呼吸器。 - 【請求項１２】 （ｆ）加圧下の酸素源と、 （ｇ）該酸素源の酸素圧力を測定するように配列された
トランスデューサと、 （ｈ）前記酸素源に結合され、測定した酸素圧に応じて
選択量の酸素を空気と混合する配列構成としたデジタル
作動式の弁アセンブリと、 を更に含む請求項１の人工呼吸器。 - 【請求項１３】 呼吸補助を必要とする患者のための人
工呼吸器における自己調節式の流量制御システムであっ
て、 （ａ）入口及び出口と、該入口及び出口間に介装した弁
要素とを有する流量弁にして、前記入口に第１の圧力水
準の空気が提供され、該空気が、第２の圧力水準下に前
記出口から排出され、前記弁要素が、該流量弁を貫く空
気の流路の特定の断面積に各々関連する複数の位置を通
して可動の流量弁と、 （ｂ）前記弁要素の位置を制御するべく配列した制御体
にして、前記第１の圧力水準及び第２の圧力水準の差圧
を表す入力値を受け、該入力値と、前記弁要素の位置と
を使用して前記流量弁を通る空気流量の検出及び調節を
共に実行し、それにより、前記流量弁が、前記空気流量
を閉ループ制御するための流量弁自体の流量トランスデ
ューサとして作用する制御体と、 を含む自己調節式の流量制御システム。 - 【請求項１４】 （ｃ）偏倚された弁を含むバイパス回
路にして、流量弁の出口側と流量弁の入口側とを結合
し、前記偏倚された弁が、流量弁の入口及び出口間の差
圧を実質的に一定に維持するように偏倚されるバイパス
回路を更に含んでいる請求項１３の自己調節式の流量制
御システム。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/178,466 US6152135A (en) | 1998-10-23 | 1998-10-23 | Ventilator system |
| US09/178,466 | 1998-10-23 | ||
| PCT/US1999/024953 WO2000024447A1 (en) | 1998-10-23 | 1999-10-25 | Ventilator system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002528187A JP2002528187A (ja) | 2002-09-03 |
| JP3502349B2 true JP3502349B2 (ja) | 2004-03-02 |
Family
ID=22652644
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000578051A Expired - Fee Related JP3502349B2 (ja) | 1998-10-23 | 1999-10-25 | 人工呼吸器システム |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6152135A (ja) |
| EP (2) | EP1166815A3 (ja) |
| JP (1) | JP3502349B2 (ja) |
| AT (1) | ATE221794T1 (ja) |
| BR (1) | BR9907053A (ja) |
| DE (1) | DE69902438T2 (ja) |
| WO (1) | WO2000024447A1 (ja) |
Families Citing this family (67)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6604523B2 (en) * | 1993-11-09 | 2003-08-12 | Cprx Llc | Apparatus and methods for enhancing cardiopulmonary blood flow and ventilation |
| US6694976B1 (en) * | 1998-12-07 | 2004-02-24 | Suzuki Motor Corporation | Oscillating air pressure generator, diaphragm unit, and high-frequency artificial respiration apparatus using the same |
| DE19958532C1 (de) * | 1999-05-18 | 2001-01-18 | Draeger Medizintech Gmbh | Beatmungsgerät mit einem Atemkreis |
| US6615831B1 (en) | 1999-07-02 | 2003-09-09 | Respironics, Inc. | Pressure support system and method and a pressure control valve for use in such system and method |
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| US8156937B2 (en) | 2003-08-04 | 2012-04-17 | Carefusion 203, Inc. | Portable ventilator system |
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