JP2512669B2 - ピストン式の通気装置 - Google Patents
ピストン式の通気装置Info
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
- A61M16/0057—Pumps therefor
- A61M16/0072—Tidal volume piston pumps
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05K—PRINTED CIRCUITS; CASINGS OR CONSTRUCTIONAL DETAILS OF ELECTRIC APPARATUS; MANUFACTURE OF ASSEMBLAGES OF ELECTRICAL COMPONENTS
- H05K3/00—Apparatus or processes for manufacturing printed circuits
- H05K3/10—Apparatus or processes for manufacturing printed circuits in which conductive material is applied to the insulating support in such a manner as to form the desired conductive pattern
- H05K3/105—Apparatus or processes for manufacturing printed circuits in which conductive material is applied to the insulating support in such a manner as to form the desired conductive pattern by conversion of non-conductive material on or in the support into conductive material, e.g. by using an energy beam
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、患者の肺に通気するための、ピストン式の
通気装置に関する。
通気装置に関する。
市販されているピストン式の通気装置は、予め決めら
れた一回の呼吸量を、予め決められた流れのパターンと
流量でもって送給するように作動する。満足にこの機能
を果たす幾つかのメーカー製品が入手可能である。しか
し、そのような通気装置では、いったん一つのサイクル
が始まってからは、患者は、独立的に流量または容積に
影響を及ぼすことができない。ある種の使用目的の場合
には、制御変数が、容積または流量の達成値ではなく圧
力の達成値であるような通気装置を利用することがより
好ましい。その場合、通気装置の制御システムは、指定
された関数に従って圧力を変えるように設計される。こ
の方式は、特定の一回の呼吸量を保証することはない
が、患者が、支援されての呼吸をしている間に、自分の
呼吸パターンに自由に影響を及ぼすことができるように
することは確かである。その結果、快適さがより大きく
なる。
れた一回の呼吸量を、予め決められた流れのパターンと
流量でもって送給するように作動する。満足にこの機能
を果たす幾つかのメーカー製品が入手可能である。しか
し、そのような通気装置では、いったん一つのサイクル
が始まってからは、患者は、独立的に流量または容積に
影響を及ぼすことができない。ある種の使用目的の場合
には、制御変数が、容積または流量の達成値ではなく圧
力の達成値であるような通気装置を利用することがより
好ましい。その場合、通気装置の制御システムは、指定
された関数に従って圧力を変えるように設計される。こ
の方式は、特定の一回の呼吸量を保証することはない
が、患者が、支援されての呼吸をしている間に、自分の
呼吸パターンに自由に影響を及ぼすことができるように
することは確かである。その結果、快適さがより大きく
なる。
指定の機能に従って圧力を送給することを意図したピ
ストン式の通気装置の設計のための従来技術がある（例
えば、Stawitckeに与えられたU.S.4,448,192や、Younes
著のJ.Applied physiology 62:2491−2499,1987）。
これらの従来技術による設計のすべてのものにおいて、
圧力は、サーボフィードバック機構によって制御され、
その機構においては、実際の圧力が所望の圧力と比較さ
れ、一つの誤差信号が生成され、この誤差信号がモータ
ーを駆動するために利用され、そのモーターは、順次ピ
ストンにおける圧力を変化させ、それによって誤差信号
を最小にし、実際の圧力を可能な限り所望の関数に近く
保つ。
ストン式の通気装置の設計のための従来技術がある（例
えば、Stawitckeに与えられたU.S.4,448,192や、Younes
著のJ.Applied physiology 62:2491−2499,1987）。
これらの従来技術による設計のすべてのものにおいて、
圧力は、サーボフィードバック機構によって制御され、
その機構においては、実際の圧力が所望の圧力と比較さ
れ、一つの誤差信号が生成され、この誤差信号がモータ
ーを駆動するために利用され、そのモーターは、順次ピ
ストンにおける圧力を変化させ、それによって誤差信号
を最小にし、実際の圧力を可能な限り所望の関数に近く
保つ。
しかし、上述の方式は二つの大きな欠点を有する。す
なわち、 1.定義どおりのこととして、モーターが応答するために
は誤差（実際と所望の圧力の差）が存在しなければなら
ない。この誤差は、理論的には、誤差信号のゲインを増
大させることによって最小にされ得る。しかし患者に通
気しているとき、連結チューブの中の圧力は、どうして
も大いに変化し得るし、また、誤送信号の発生または変
化と実際の圧力の変化の間には避けられない遅れがある
故に、誤差のゲインを大きくすれば、モーターへの命令
信号の大幅の変動が起こり、したがって動揺（oscillat
ion）が起こることになる。つまり、もし実際と所望の
圧力の間の1cm H2Oの差によって30cm H2Oのピストン
圧力の変化が生ずるように誤差のゲインが設定されたの
であれば、実際の圧力信号における比較的に小さい変動
（例えば±1cm H2O）が、かなり大きい振幅の動揺を引
き起こすことになる。この考え方からすると、比較的に
小さい誤差のゲイン、または実質的は濾波技術を用いる
ことが必要になるが、そのどちらも、結果として装置の
応答性を悪くする。つまり、もし患者がより強く吸引す
るならば、それによりシステムの圧力は低下傾向になる
が、装置による補償が遅いしまたは不完全であるので、
実際の圧力は、所望の圧力から実質的に離反することと
なる。
なわち、 1.定義どおりのこととして、モーターが応答するために
は誤差（実際と所望の圧力の差）が存在しなければなら
ない。この誤差は、理論的には、誤差信号のゲインを増
大させることによって最小にされ得る。しかし患者に通
気しているとき、連結チューブの中の圧力は、どうして
も大いに変化し得るし、また、誤送信号の発生または変
化と実際の圧力の変化の間には避けられない遅れがある
故に、誤差のゲインを大きくすれば、モーターへの命令
信号の大幅の変動が起こり、したがって動揺（oscillat
ion）が起こることになる。つまり、もし実際と所望の
圧力の間の1cm H2Oの差によって30cm H2Oのピストン
圧力の変化が生ずるように誤差のゲインが設定されたの
であれば、実際の圧力信号における比較的に小さい変動
（例えば±1cm H2O）が、かなり大きい振幅の動揺を引
き起こすことになる。この考え方からすると、比較的に
小さい誤差のゲイン、または実質的は濾波技術を用いる
ことが必要になるが、そのどちらも、結果として装置の
応答性を悪くする。つまり、もし患者がより強く吸引す
るならば、それによりシステムの圧力は低下傾向になる
が、装置による補償が遅いしまたは不完全であるので、
実際の圧力は、所望の圧力から実質的に離反することと
なる。
2.この方式の制御では、ピストンからより遠く離れたと
ころ、つまり、患者により近いところほど、そこにおけ
る圧力を適切に調整することが困難になる。このこと
は、ピストンを患者の気管に連結するために用いられる
すべてのチューブにおいて、実質的に、変形性と抵抗性
があるからである。つまり、ピストンから患者までの圧
力の伝達において不可避の遅れがある。圧力のフィード
バックに用いられる場合（誤差信号の発生用）がピスト
ンから遠いほど、誤差信号の変化に応答するピストンの
圧力の変化と、圧力のフィードバックに用いられている
場所において検出される圧力の変化の間の遅れが大きく
なる。この遅れによって、モーターが行う補償が行き過
ぎて圧力のオーバーシュートを生ずる傾向になり、その
オーバーシュートは、それが圧力監視の場所に到達した
上では、誤差信号を不必要なまで低減させ、結果として
アンダーシュートを生ずる。この場合も、動揺の傾向が
生ずるが、その動揺は、圧力フィードバックの場所が患
者の気管に近いほど大きく、また、ピストンと圧力監視
場所の間の連結チューブの変形性や抵抗性が大きいほど
大きい。この不安定性を排除するためには、応答が減衰
されなければならず、圧力制御の場所が患者により近く
されるほど、強い減衰が必要になる。より強く減衰され
た制御システムでは応答が遅いので、可能な限り患者の
近くにおいて圧力を制御する必要と、例えば患者の要求
の変化によって気管で生じた圧力変化に対しての通気装
置の応答性、の間の矛盾が生ずる。
ころ、つまり、患者により近いところほど、そこにおけ
る圧力を適切に調整することが困難になる。このこと
は、ピストンを患者の気管に連結するために用いられる
すべてのチューブにおいて、実質的に、変形性と抵抗性
があるからである。つまり、ピストンから患者までの圧
力の伝達において不可避の遅れがある。圧力のフィード
バックに用いられる場合（誤差信号の発生用）がピスト
ンから遠いほど、誤差信号の変化に応答するピストンの
圧力の変化と、圧力のフィードバックに用いられている
場所において検出される圧力の変化の間の遅れが大きく
なる。この遅れによって、モーターが行う補償が行き過
ぎて圧力のオーバーシュートを生ずる傾向になり、その
オーバーシュートは、それが圧力監視の場所に到達した
上では、誤差信号を不必要なまで低減させ、結果として
アンダーシュートを生ずる。この場合も、動揺の傾向が
生ずるが、その動揺は、圧力フィードバックの場所が患
者の気管に近いほど大きく、また、ピストンと圧力監視
場所の間の連結チューブの変形性や抵抗性が大きいほど
大きい。この不安定性を排除するためには、応答が減衰
されなければならず、圧力制御の場所が患者により近く
されるほど、強い減衰が必要になる。より強く減衰され
た制御システムでは応答が遅いので、可能な限り患者の
近くにおいて圧力を制御する必要と、例えば患者の要求
の変化によって気管で生じた圧力変化に対しての通気装
置の応答性、の間の矛盾が生ずる。
市販のピストン式の通気装置のすべてのものは、現在
では、所定の一回の呼吸量を所定の流量で送給するため
に利用されている。換言すれば、それら装置は容積型の
通気装置である。近年、この通気装置の方式から離れ
て、他の方式、すなわち、通気装置が患者の気管におけ
る圧力を所望の関数に従って送給する方式に移行する傾
向がある。流量も容積も所定ではない。何故ならば、患
者がそれらを、自分の肉体的所作における変化によって
決定するからである。この方式の通気支援は、患者にと
って、より快適であるし、伴うリスクも少ない。この方
式における実際例を挙げるならば、通気装置が気管にお
ける圧力を、指定された所定の呼吸時間の関数に従って
制御する圧力型の支援通気（PSV）のほか、より新しい
方式、すなわち、送給される圧力が、その時点での吸い
込まれた容積と通気装置から患者へのガスの流量の関数
であるという比例援助通気（PAV）がある。PAVは、米国
特許No.5,044,362に記載があるほか、より詳しくは、欧
州特許出願公報No.452001と、Youneらの著書American
Review of Respiratory Diseases,co1.145,pp114−1
29,1992に記載がある。それらにおける開示は、ここに
参照され組み入れられている。これら比較的に新しい方
式の実際例のいずれにおいても、患者は自由にガス流量
を変えることができ、一方、装置としては、患者の所作
すなわち流量に関係なしに圧力を所望の関数に従うよう
に保つとされている。現在では、市販されているこれら
方式のものは、高圧のガス源からの流れを制御する空気
圧式のバルプで操作される通気装置（例えばPuritan−B
ennet 7200とSiemens−Elema 900C）と、ブロワー式
の通気装置（例えばRespironicのBiPAP）に限られてい
る。これら比較的に新しい方式の圧力支援の送給のため
に、ピストン式の通気装置を用いることができるならば
有利であるはずである。
では、所定の一回の呼吸量を所定の流量で送給するため
に利用されている。換言すれば、それら装置は容積型の
通気装置である。近年、この通気装置の方式から離れ
て、他の方式、すなわち、通気装置が患者の気管におけ
る圧力を所望の関数に従って送給する方式に移行する傾
向がある。流量も容積も所定ではない。何故ならば、患
者がそれらを、自分の肉体的所作における変化によって
決定するからである。この方式の通気支援は、患者にと
って、より快適であるし、伴うリスクも少ない。この方
式における実際例を挙げるならば、通気装置が気管にお
ける圧力を、指定された所定の呼吸時間の関数に従って
制御する圧力型の支援通気（PSV）のほか、より新しい
方式、すなわち、送給される圧力が、その時点での吸い
込まれた容積と通気装置から患者へのガスの流量の関数
であるという比例援助通気（PAV）がある。PAVは、米国
特許No.5,044,362に記載があるほか、より詳しくは、欧
州特許出願公報No.452001と、Youneらの著書American
Review of Respiratory Diseases,co1.145,pp114−1
29,1992に記載がある。それらにおける開示は、ここに
参照され組み入れられている。これら比較的に新しい方
式の実際例のいずれにおいても、患者は自由にガス流量
を変えることができ、一方、装置としては、患者の所作
すなわち流量に関係なしに圧力を所望の関数に従うよう
に保つとされている。現在では、市販されているこれら
方式のものは、高圧のガス源からの流れを制御する空気
圧式のバルプで操作される通気装置（例えばPuritan−B
ennet 7200とSiemens−Elema 900C）と、ブロワー式
の通気装置（例えばRespironicのBiPAP）に限られてい
る。これら比較的に新しい方式の圧力支援の送給のため
に、ピストン式の通気装置を用いることができるならば
有利であるはずである。
市販のピストン式の通気装置においては、ピストンの
リムとシリンダーの内面の間の物理的接触によって、チ
ャンバーがシールされている。この設計は、これら新し
い方式の圧力支援の送給には不適当である。それは、ピ
ストンとシリンダ一壁の間の摩擦が大きいだけでなく不
均一であるからである。摩擦の程度は、摩耗の結果とし
て、シリンダーに沿う一つの場所と次の場所で異なり、
ある時点と他の時点でも異なる。この、抵抗が変化する
ことの故に、モーターによって発生された力の消耗が変
化することとなり、したがって、所望の圧力と得られる
圧力の間の関係が変化することとなる。この関係を最適
化するために、このように摩擦が変化するにもかかわら
ず、気管の圧力を利用するサーボフィードバックが用い
られ得る。しかし、前述のように、これらの圧力支援の
方式の実施のためには、通気装置の圧力の達成値をサー
ボ制御するために気管の圧力のフィードバックを用いる
ことにおいて重大な制約がある。この観点から、適切な
性能のためには、ピストンとシリンダーの間の摩擦は最
小でなければならない。
リムとシリンダーの内面の間の物理的接触によって、チ
ャンバーがシールされている。この設計は、これら新し
い方式の圧力支援の送給には不適当である。それは、ピ
ストンとシリンダ一壁の間の摩擦が大きいだけでなく不
均一であるからである。摩擦の程度は、摩耗の結果とし
て、シリンダーに沿う一つの場所と次の場所で異なり、
ある時点と他の時点でも異なる。この、抵抗が変化する
ことの故に、モーターによって発生された力の消耗が変
化することとなり、したがって、所望の圧力と得られる
圧力の間の関係が変化することとなる。この関係を最適
化するために、このように摩擦が変化するにもかかわら
ず、気管の圧力を利用するサーボフィードバックが用い
られ得る。しかし、前述のように、これらの圧力支援の
方式の実施のためには、通気装置の圧力の達成値をサー
ボ制御するために気管の圧力のフィードバックを用いる
ことにおいて重大な制約がある。この観点から、適切な
性能のためには、ピストンとシリンダーの間の摩擦は最
小でなければならない。
摩擦を無視できる程度にするように、ローリングシー
ル型のピストンが設計され得る。そのようなピストン
が、所望の関数に従うように圧力を送給することを意図
した従来技術による装置（例えばStawitckeの米国特許N
o.4,448,192とYounesらの米国特許No.5,044,362）にお
いて利用された。ローリングシール型のピストンは、こ
の方式の圧力支援を送給する目的上は満足すべき性能を
発揮するが、二つの欠点を有する。第１に、シーリング
ダイヤフラムの寿命が、種々のハードウェア設計上の特
徴と作動条件の影響を受ける。致命的結果に繋がりかね
ない予期し難い破裂のリスクが常にある。第２に、ピス
トン式の通気装置では、しばしば、ガスの取り入れが加
圧された源からではなく、単純に室内からである。チャ
ンバー内を新たに新鮮なガスで満たすためには、息吐き
出しの段階においてピストンを強制的に引き抜かなけれ
ばならない。それによって起こる負圧によって、しばし
ば、ダイヤフラムの反転または二重畳み込みが起こり、
そうなると、変動性の抵抗の増大が起こり、また、ダイ
ヤフラムの寿命が大幅に短縮される。
ル型のピストンが設計され得る。そのようなピストン
が、所望の関数に従うように圧力を送給することを意図
した従来技術による装置（例えばStawitckeの米国特許N
o.4,448,192とYounesらの米国特許No.5,044,362）にお
いて利用された。ローリングシール型のピストンは、こ
の方式の圧力支援を送給する目的上は満足すべき性能を
発揮するが、二つの欠点を有する。第１に、シーリング
ダイヤフラムの寿命が、種々のハードウェア設計上の特
徴と作動条件の影響を受ける。致命的結果に繋がりかね
ない予期し難い破裂のリスクが常にある。第２に、ピス
トン式の通気装置では、しばしば、ガスの取り入れが加
圧された源からではなく、単純に室内からである。チャ
ンバー内を新たに新鮮なガスで満たすためには、息吐き
出しの段階においてピストンを強制的に引き抜かなけれ
ばならない。それによって起こる負圧によって、しばし
ば、ダイヤフラムの反転または二重畳み込みが起こり、
そうなると、変動性の抵抗の増大が起こり、また、ダイ
ヤフラムの寿命が大幅に短縮される。
本発明のもう一つの局面は、ピストンチャンバーの中
において動くときの抵抗が極めて小さいピストンを設計
することによって、ピストンの摩擦の問題を解決するこ
とに向けられている。
において動くときの抵抗が極めて小さいピストンを設計
することによって、ピストンの摩擦の問題を解決するこ
とに向けられている。
本発明は、患者の気管にガスを送給する通気装置とし
て一つの力発生機構とその力発生機構と患者の気管を連
結するためのチューブを含んで成る通気装置において、
患者の気管における所望のガス圧力を実現するために、
力発生機構の中および力発生機構と患者の気管に間にあ
るチューブ中における、力の消耗の各ステップに対して
個別に補償を行うことを狙うものであって、 連結チューブによってガスを患者の気管に送給するた
めの通気装置としての、連結チューブに作動的に結合さ
れていて中にあるガスを圧縮したり膨張させたりするた
めの可動の壁手段を有しているチャンバー手段と、付与
された電気的な命令信号の大きさに比例するような作動
の力を可動の壁手段に付与するべく可動の壁手段に作動
的に結合されている電動モーター手段と、電気的な命令
信号を電動モーター手段に付与するべく電動モーター手
段に作動的に結合されている電気回路手段を含んで成る
通気装置を提供してある。この電気回路手段は、（ａ）
チャンバー手段、可動の壁手段、および電動モーター手
段の中における力の消耗の各ステップのための補償をす
る第１の電気信号を発生させるための電気回路手段と、
（ｂ）連結チューブの中における力の消耗の各ステップ
のための補償をする第２の電気信号を発生させるための
電気回路手段と、（ｃ）電気的な命令信号を作るべく第
１と第２の電気信号を加算するための電気回路手段、を
含んで成ることを特徴としている。
て一つの力発生機構とその力発生機構と患者の気管を連
結するためのチューブを含んで成る通気装置において、
患者の気管における所望のガス圧力を実現するために、
力発生機構の中および力発生機構と患者の気管に間にあ
るチューブ中における、力の消耗の各ステップに対して
個別に補償を行うことを狙うものであって、 連結チューブによってガスを患者の気管に送給するた
めの通気装置としての、連結チューブに作動的に結合さ
れていて中にあるガスを圧縮したり膨張させたりするた
めの可動の壁手段を有しているチャンバー手段と、付与
された電気的な命令信号の大きさに比例するような作動
の力を可動の壁手段に付与するべく可動の壁手段に作動
的に結合されている電動モーター手段と、電気的な命令
信号を電動モーター手段に付与するべく電動モーター手
段に作動的に結合されている電気回路手段を含んで成る
通気装置を提供してある。この電気回路手段は、（ａ）
チャンバー手段、可動の壁手段、および電動モーター手
段の中における力の消耗の各ステップのための補償をす
る第１の電気信号を発生させるための電気回路手段と、
（ｂ）連結チューブの中における力の消耗の各ステップ
のための補償をする第２の電気信号を発生させるための
電気回路手段と、（ｃ）電気的な命令信号を作るべく第
１と第２の電気信号を加算するための電気回路手段、を
含んで成ることを特徴としている。
本発明の第２の局面は、一つの新奇な通気装置の構造
を提供していて、平滑で均一な内面を有するチャンバー
手段と、チャンバー手段の中で往復運動するように取り
付けられていて外側寸法がチャンバー手段の内側寸法よ
りも僅かに小さくてその故にその間において一つの小さ
い隙間を往復運動の全範囲内において形成するピストン
手段を特徴としている通気装置が提供されている。
を提供していて、平滑で均一な内面を有するチャンバー
手段と、チャンバー手段の中で往復運動するように取り
付けられていて外側寸法がチャンバー手段の内側寸法よ
りも僅かに小さくてその故にその間において一つの小さ
い隙間を往復運動の全範囲内において形成するピストン
手段を特徴としている通気装置が提供されている。
次に、本発明の実施例について図面を参照して説明す
る。
る。
図１は、（ａ）の患者用通気装置の中のピストンを駆
動するモーターのサーボフィードバック制御と、（ｂ）
の本発明の一つの局面によって提供されるモーター制御
の個別的補償の方式と対照した概略的回路線図である。
動するモーターのサーボフィードバック制御と、（ｂ）
の本発明の一つの局面によって提供されるモーター制御
の個別的補償の方式と対照した概略的回路線図である。
図２（ａ）は、本発明の一つの局面によって提供され
る患者用通気装置の中の新奇なピストンの、断面図、
（ｂ）は、部分的に拡大された断面図である。
る患者用通気装置の中の新奇なピストンの、断面図、
（ｂ）は、部分的に拡大された断面図である。
まず図１において、どのピストン式の通気装置の場合
も、圧力（所望の場所における）は、結局は、モーター
によって発生させられた力またはトルクの変化によって
制御される。付与された電流と発生された力またはトル
クの間の一定の関係が得られるような、多種類のモータ
ーが市販されている。したがって、力またはトルクを信
頼性をもって作り出すことは、それがどんな大きさで
も、また何時でも、簡単なことである。問題は、第１に
は、モーターによって作り出された力（またはトルク）
を、所望の場所における圧力に変換することにある。モ
ーターの中の力発生機構と圧力が制御されるべき場所の
間には、多数の機械的ステップが介在していて、それら
ステップは力を消耗させる。これら機械的ステップのう
ちの幾つかのものにおいて要求される力が大いに変動性
であるので、モーターの中で発生される力と所望に場所
における圧力の間に、信頼できる関係は存在しない。
も、圧力（所望の場所における）は、結局は、モーター
によって発生させられた力またはトルクの変化によって
制御される。付与された電流と発生された力またはトル
クの間の一定の関係が得られるような、多種類のモータ
ーが市販されている。したがって、力またはトルクを信
頼性をもって作り出すことは、それがどんな大きさで
も、また何時でも、簡単なことである。問題は、第１に
は、モーターによって作り出された力（またはトルク）
を、所望の場所における圧力に変換することにある。モ
ーターの中の力発生機構と圧力が制御されるべき場所の
間には、多数の機械的ステップが介在していて、それら
ステップは力を消耗させる。これら機械的ステップのう
ちの幾つかのものにおいて要求される力が大いに変動性
であるので、モーターの中で発生される力と所望に場所
における圧力の間に、信頼できる関係は存在しない。
圧力サーボフィードバックシステム（図１（ａ）に示
す）の場合には、これら中間の機械的ステップの効果
は、実際と所望の圧力の間の差に関係した誤差信号の発
生によって補償される。中間のステップで消耗される力
が大きいほど実際と所望の圧力の間の偏差が大きくな
り、誤差信号が大きくなるので、その結果、モーター
は、それら中間のステップの効果を排除するべく、適当
にそれの力を増大させることになる。機械的通気に適用
されたこの方式に関係した問題は、上述したとおりであ
る。
す）の場合には、これら中間の機械的ステップの効果
は、実際と所望の圧力の間の差に関係した誤差信号の発
生によって補償される。中間のステップで消耗される力
が大きいほど実際と所望の圧力の間の偏差が大きくな
り、誤差信号が大きくなるので、その結果、モーター
は、それら中間のステップの効果を排除するべく、適当
にそれの力を増大させることになる。機械的通気に適用
されたこの方式に関係した問題は、上述したとおりであ
る。
本発明の、個別の方式の場合には、実際と所望の圧力
を比較（すなわち減算）することはなく、誤差信号の発
生もない。その代わり、モーターと所望の場所の間での
力の消耗を伴う種々のステップが識別され、各ステップ
において消耗される力は、機械的構成部分の適当な選定
または設計によってか、または、各ステップで消耗され
る力に比例したモーターへの入力によって、無視できる
ようにされる。したがって、モーターに供給される電力
は、各々が力伝達チェーンの中の特定のステップを補償
している多数の信号の和（差ではない）の関数になる。
この信号に、選定された場所における所望の圧力関数を
表わす信号が加えられる。この個別方式を実施するため
には、所望の場所における圧力に対応する信号は不必要
である。しかし、監視のためにそれを測定することは行
われてよい。
を比較（すなわち減算）することはなく、誤差信号の発
生もない。その代わり、モーターと所望の場所の間での
力の消耗を伴う種々のステップが識別され、各ステップ
において消耗される力は、機械的構成部分の適当な選定
または設計によってか、または、各ステップで消耗され
る力に比例したモーターへの入力によって、無視できる
ようにされる。したがって、モーターに供給される電力
は、各々が力伝達チェーンの中の特定のステップを補償
している多数の信号の和（差ではない）の関数になる。
この信号に、選定された場所における所望の圧力関数を
表わす信号が加えられる。この個別方式を実施するため
には、所望の場所における圧力に対応する信号は不必要
である。しかし、監視のためにそれを測定することは行
われてよい。
力を消耗する機械的ステップは、便宜上、下記の二つ
のカテゴリーに分けられる。すなわち、 カデゴリーA:モーター中の力発生機構と加圧されるチャ
ンバーの間のステップ。これらのステップは、なお、便
宜上、下記の三つのカテゴリーに分けられる。
のカテゴリーに分けられる。すなわち、 カデゴリーA:モーター中の力発生機構と加圧されるチャ
ンバーの間のステップ。これらのステップは、なお、便
宜上、下記の三つのカテゴリーに分けられる。
ｉ）一定の力を消耗するステップ。これらのステップと
しては、モーター、および可動の部品の幾つかのもの
（プーリ、ギヤなど）における静摩擦のファクターがあ
る。
しては、モーター、および可動の部品の幾つかのもの
（プーリ、ギヤなど）における静摩擦のファクターがあ
る。
ii）速度（粘性摩擦）の関数としての力を消耗するステ
ップ。このタイプの消耗の源は、モーター自体、軸受、
ベルトなど、どんな可動の部分にも存在し得る。しか
し、あり得る最も目立つ源は、動いているピストン（ま
たはベーン）とチャンバーの壁の間の摩擦である。
ップ。このタイプの消耗の源は、モーター自体、軸受、
ベルトなど、どんな可動の部分にも存在し得る。しか
し、あり得る最も目立つ源は、動いているピストン（ま
たはベーン）とチャンバーの壁の間の摩擦である。
iii）加速度の関数として力を消耗するステップ。この
消耗は、可動の部分が重力の軸線に沿って動く場合（例
えば、ピストンが水平方向ではなく上下方向に動く場
合）に起こるばずである。
消耗は、可動の部分が重力の軸線に沿って動く場合（例
えば、ピストンが水平方向ではなく上下方向に動く場
合）に起こるばずである。
カテゴリーB:チャンバーと、圧力制御のために選定され
た場所の間での圧力の消耗。この消耗は、主として、介
在しているチューブの抵抗に関係しており、したがっ
て、このチューブの中でのガスの流量の関数である。
た場所の間での圧力の消耗。この消耗は、主として、介
在しているチューブの抵抗に関係しており、したがっ
て、このチューブの中でのガスの流量の関数である。
図１の（ｂ）のステップＡとステップＢが、直接的入
力によって完全に補償され、所望の関数（図１（ｂ）の
Ｃ）を表わす追加的な入力はない、という場合には、選
定された場所における圧力は、患者へのガスの流れのパ
ターンや大きさに関係なく、大気圧に保たれる。したが
って、所望の関数を表す追加的な入力（図１（ｂ）の入
力Ｃ）があれば、結果として、選定された場所における
圧力は、患者へのガスの流れのパターンや大きさに関係
なく、また、圧力のフィードバックなしに、適当に変化
することになる。
力によって完全に補償され、所望の関数（図１（ｂ）の
Ｃ）を表わす追加的な入力はない、という場合には、選
定された場所における圧力は、患者へのガスの流れのパ
ターンや大きさに関係なく、大気圧に保たれる。したが
って、所望の関数を表す追加的な入力（図１（ｂ）の入
力Ｃ）があれば、結果として、選定された場所における
圧力は、患者へのガスの流れのパターンや大きさに関係
なく、また、圧力のフィードバックなしに、適当に変化
することになる。
補償の方法について言うならば、 カテゴリーA:カテゴリーＡの中の各ステップは、電気的
に、または、装置の作動範囲の全体に亘って力の消耗を
無視できるようにする設計の特徴によって補償され得
る。
に、または、装置の作動範囲の全体に亘って力の消耗を
無視できるようにする設計の特徴によって補償され得
る。
ステップAi（静摩擦）は、一定の信号を用いることで、
電気的に補償され得る。信号の振幅は、このファクター
を打ち消すために必要な力（トルク）が結果として生ず
るようにセットされる。このコンポーネントは、静摩擦
が極めて小さい機械的部分を選定すること、および／ま
たは、チャンバーの圧力を変えるために必要なトルクま
たは力を大いに増大させることによってモーターから取
り出される必要な全体の力に対して静摩擦を極めて小さ
いファクターにすることによって、機械的に最小にされ
得る。このような結果は、面積が大きいピストン（また
は可動のベーン）、および／または、モーターによって
発生される力またはトルクに対してピストンに付与され
る力を小さくするような伝達機構を用いることによって
達成され得る。しかし、これらの機械的方式は、すべ
て、費用、モーター重量、および／または電力消費の面
で、かなりのコストを必要とする。電気的な補償の方
が、ずっと簡単である。
電気的に補償され得る。信号の振幅は、このファクター
を打ち消すために必要な力（トルク）が結果として生ず
るようにセットされる。このコンポーネントは、静摩擦
が極めて小さい機械的部分を選定すること、および／ま
たは、チャンバーの圧力を変えるために必要なトルクま
たは力を大いに増大させることによってモーターから取
り出される必要な全体の力に対して静摩擦を極めて小さ
いファクターにすることによって、機械的に最小にされ
得る。このような結果は、面積が大きいピストン（また
は可動のベーン）、および／または、モーターによって
発生される力またはトルクに対してピストンに付与され
る力を小さくするような伝達機構を用いることによって
達成され得る。しかし、これらの機械的方式は、すべ
て、費用、モーター重量、および／または電力消費の面
で、かなりのコストを必要とする。電気的な補償の方
が、ずっと簡単である。
速度に関係した力の消耗（Aii）は、速度を表わす信
号に比例した電力をモーターに供給することによって打
ち消される。上記の信号は、モーターに取り付けられた
回転計から得られるが、ポテンショメーターまたは他の
線上変位を測定する装置からの微分された信号、また
は、チャンバーから出るガスの流量に対応している信号
であってもよい。このステップを実施するについての大
きい問題は、速度に起因する力の消耗が速度の一つの一
定の関数であることの必要性にある。前述のように、こ
の抵抗の主たるコンポーネントは、可動のプレート（ピ
ストン、ベーンなど）とチャンバー壁の間の摩擦であ
る。可動のプレートがチャンバー壁に接触するような設
計の場合には、前述のように、抵抗を可動のプレートの
全行程に沿って均一にすることは、ほとんど不可能であ
る。故に、申し分のない電気的な補償を達成することは
困難である。もしこの方式をモーターの制御に利用する
のであれば、シールがチャンバー壁と可動のプレートの
間の直接的接触に依存しないようなチャンバーを利用す
ることが大いに望まれる。その目的には、ローリングシ
ールの幾つかの設計が特に適している。しかし、前述の
ように、シールの突然の破裂が致命的結果を招きかねな
いということが心配の種になる。図２で示され詳しく後
述するピストンの設計は、ローリングシールの場合のよ
うなリスクなしに、この要求を満足する。
号に比例した電力をモーターに供給することによって打
ち消される。上記の信号は、モーターに取り付けられた
回転計から得られるが、ポテンショメーターまたは他の
線上変位を測定する装置からの微分された信号、また
は、チャンバーから出るガスの流量に対応している信号
であってもよい。このステップを実施するについての大
きい問題は、速度に起因する力の消耗が速度の一つの一
定の関数であることの必要性にある。前述のように、こ
の抵抗の主たるコンポーネントは、可動のプレート（ピ
ストン、ベーンなど）とチャンバー壁の間の摩擦であ
る。可動のプレートがチャンバー壁に接触するような設
計の場合には、前述のように、抵抗を可動のプレートの
全行程に沿って均一にすることは、ほとんど不可能であ
る。故に、申し分のない電気的な補償を達成することは
困難である。もしこの方式をモーターの制御に利用する
のであれば、シールがチャンバー壁と可動のプレートの
間の直接的接触に依存しないようなチャンバーを利用す
ることが大いに望まれる。その目的には、ローリングシ
ールの幾つかの設計が特に適している。しかし、前述の
ように、シールの突然の破裂が致命的結果を招きかねな
いということが心配の種になる。図２で示され詳しく後
述するピストンの設計は、ローリングシールの場合のよ
うなリスクなしに、この要求を満足する。
加速度に関係した力の消耗（Aiii）は、加速度に比例
した入力をモーターに供給することによって電気的に補
償され得る。このコンポーネントは、可動の部分が水平
に動くようになっているならば無視され得る。しかし、
そのようになっている場合、軸受での摩耗が増える。可
動のプレートの重量が軸受で支えられている場合には特
にそうであって、それは、ピストンの設計が、図２で示
す構造におけるように、可動のプレートとシリンダーが
相互に接触しないような設計である場合である。
した入力をモーターに供給することによって電気的に補
償され得る。このコンポーネントは、可動の部分が水平
に動くようになっているならば無視され得る。しかし、
そのようになっている場合、軸受での摩耗が増える。可
動のプレートの重量が軸受で支えられている場合には特
にそうであって、それは、ピストンの設計が、図２で示
す構造におけるように、可動のプレートとシリンダーが
相互に接触しないような設計である場合である。
カテゴリーB:シリンダーと圧力制御の場所の間のチュー
ブの中での圧力の消耗は、両方の場所の間での圧力勾配
に比例した電流をモーターに供給することによって達成
される。その圧力勾は、一方の端はチャンバーに接続さ
れ他方の端は圧力制御の場所に接続された差動型の変換
器を用いることによって直接的に測定され得る。圧力勾
配はシリンダーから患者への流れの関数であるから、代
案として、流れの信号そのものを補償のために用いるこ
とができる。言葉を変えて言うならば、入力Ｂは、Ｂ＝
fVの関係から求められる。ここにＶは流量、ｆはチュー
ブの圧力と流れの関係を記述する関数である。しかし、
抵抗特性が相異なるチューブが通気装置に取り付けられ
ることがあるので、各チューブごとに別々の関数が必要
になるし、また、所与の一つのチューブの抵抗も、曲
り、水の凝縮、または分泌物の圧力に起因して、時々異
なるので、前述の直接法の方が望ましい。
ブの中での圧力の消耗は、両方の場所の間での圧力勾配
に比例した電流をモーターに供給することによって達成
される。その圧力勾は、一方の端はチャンバーに接続さ
れ他方の端は圧力制御の場所に接続された差動型の変換
器を用いることによって直接的に測定され得る。圧力勾
配はシリンダーから患者への流れの関数であるから、代
案として、流れの信号そのものを補償のために用いるこ
とができる。言葉を変えて言うならば、入力Ｂは、Ｂ＝
fVの関係から求められる。ここにＶは流量、ｆはチュー
ブの圧力と流れの関係を記述する関数である。しかし、
抵抗特性が相異なるチューブが通気装置に取り付けられ
ることがあるので、各チューブごとに別々の関数が必要
になるし、また、所与の一つのチューブの抵抗も、曲
り、水の凝縮、または分泌物の圧力に起因して、時々異
なるので、前述の直接法の方が望ましい。
カテゴリーＣは、患者が消耗する目的のための所望の
圧力を表わすものであり、所望の関数を表わす信号によ
って供給される。これら関数の性質は、用途ごとに異な
っており、例えば、息吸い込みの間の、一定圧力、三角
形、矩形、または複雑な波形の圧力（圧力支援通気）、
流量、容積、またはその両方に比例する圧力（比例援助
通気）、などがある。
圧力を表わすものであり、所望の関数を表わす信号によ
って供給される。これら関数の性質は、用途ごとに異な
っており、例えば、息吸い込みの間の、一定圧力、三角
形、矩形、または複雑な波形の圧力（圧力支援通気）、
流量、容積、またはその両方に比例する圧力（比例援助
通気）、などがある。
この個別方式をモーターの制御に組み入れた通気装置
は、各々が固有の独立したゲイン制御を有する多数の電
気信号を用いている（図１（ｂ））。すなわち、AiはDC
信号であり、Aiiは速度に比例した信号であり、Aiiiは
加速度に比例した信号であり、Ｂはチャンバーと圧力制
御の場所述間の圧力が勾配に比例した信号であり、Ｃは
患者に付与されるべき所望の圧力関数に比例した一つま
たは複数の信号である。
は、各々が固有の独立したゲイン制御を有する多数の電
気信号を用いている（図１（ｂ））。すなわち、AiはDC
信号であり、Aiiは速度に比例した信号であり、Aiiiは
加速度に比例した信号であり、Ｂはチャンバーと圧力制
御の場所述間の圧力が勾配に比例した信号であり、Ｃは
患者に付与されるべき所望の圧力関数に比例した一つま
たは複数の信号である。
適当な補償を達成するための個々のゲインを調節する
については、種々の方法が用いられ得る。一つの簡単で
信頼できる手順は、まずカテゴリーＡのステップのため
の補償をすることにあり、それは、チャンバー内の圧力
を監視しつつ、下記の手順でピストンの前からガスを抜
き出すことで行われる。すべての信号はゼロにセットす
る。変動のない極めてゆっくりした速さで空気を抜き出
す。チャンバーの中の圧力がステップ的に負方向に変わ
り、その圧力変化が静摩擦のファクターを表わす（流れ
が最小であって変化がない故に、ファクターiiとiiiは
無視され得る）。Aiは信号のゲインを、同じ操作を繰り
返したときに圧力がゼロの近くで止まるようになるまで
増大させる。このステップがファクターAiを補償する。
次に、普通の使用において起こり得る上限の流量（例え
ば、大人用に設計された通気装置では3L/sec）を代表す
るような、より速くて変動のない速さで空気を抜き出
す。そして、Aii信号のゲインを、この手順を繰り返し
たときにチャンバーの圧力がゼロの近くで止まることが
見られるようになるまで増大させる。最後に、使用者が
チャンバーから大きく息を吸い込む場合のように、加速
して後に減速するというパターンで空気を抜き出す。こ
の場合、もし慣性的損失があれば、チャンバーの圧力
は、流れが増大しているとき（前期）には負方向に変わ
り、流れが減少しているとき（後期）には正方向に変わ
る。そこで、Aii信号のゲインを、同様の操作をしたと
きにチャンバーの圧力がほとんど変化しないようになる
まで増大させる。
については、種々の方法が用いられ得る。一つの簡単で
信頼できる手順は、まずカテゴリーＡのステップのため
の補償をすることにあり、それは、チャンバー内の圧力
を監視しつつ、下記の手順でピストンの前からガスを抜
き出すことで行われる。すべての信号はゼロにセットす
る。変動のない極めてゆっくりした速さで空気を抜き出
す。チャンバーの中の圧力がステップ的に負方向に変わ
り、その圧力変化が静摩擦のファクターを表わす（流れ
が最小であって変化がない故に、ファクターiiとiiiは
無視され得る）。Aiは信号のゲインを、同じ操作を繰り
返したときに圧力がゼロの近くで止まるようになるまで
増大させる。このステップがファクターAiを補償する。
次に、普通の使用において起こり得る上限の流量（例え
ば、大人用に設計された通気装置では3L/sec）を代表す
るような、より速くて変動のない速さで空気を抜き出
す。そして、Aii信号のゲインを、この手順を繰り返し
たときにチャンバーの圧力がゼロの近くで止まることが
見られるようになるまで増大させる。最後に、使用者が
チャンバーから大きく息を吸い込む場合のように、加速
して後に減速するというパターンで空気を抜き出す。こ
の場合、もし慣性的損失があれば、チャンバーの圧力
は、流れが増大しているとき（前期）には負方向に変わ
り、流れが減少しているとき（後期）には正方向に変わ
る。そこで、Aii信号のゲインを、同様の操作をしたと
きにチャンバーの圧力がほとんど変化しないようになる
まで増大させる。
いったんこの手順が完了したならば、Ai,Aii,Aiiiの
ゲインを変える必要はない。ただし、通常の保全作業の
間には、摩耗の結果としての可動部分の機械的特性の変
化に起因しての少しの再調整が必要になることがある。
ゲインを変える必要はない。ただし、通常の保全作業の
間には、摩耗の結果としての可動部分の機械的特性の変
化に起因しての少しの再調整が必要になることがある。
カテゴリーＡの信号のゲインの調整に続いて、幾つか
の連結チューブをシリンダーに取り付け、圧力変換器の
他方の端（すなわち、チャンバーに接続されていない方
の端）をチューブの遠い方の端に接続する。チューブの
自由端から空気を、変化のない一つの速さで抜き出し、
Ｂ信号のゲインを、同様の操作を行ったときにチューブ
の遠い方の端における圧力がほとんど変わらないように
なるまで増大させる。圧力勾配（チャンバーとチューブ
端の間の）を推定する直接法を用いる場合には、このゲ
インは、通常の保全作業の間は別として、変える必要が
ない。何故なら、どんなチューブが用いられるかに関係
なしに補償が行われるからである。間接法が用いられる
場合には、ゲインは、チューブごと、条件ごとに特定で
あるので、頻繁な調整を必要とする。この場合のＢのゲ
インの調整は、使用者がその調整を行えるように、外側
にあるのが望ましい。
の連結チューブをシリンダーに取り付け、圧力変換器の
他方の端（すなわち、チャンバーに接続されていない方
の端）をチューブの遠い方の端に接続する。チューブの
自由端から空気を、変化のない一つの速さで抜き出し、
Ｂ信号のゲインを、同様の操作を行ったときにチューブ
の遠い方の端における圧力がほとんど変わらないように
なるまで増大させる。圧力勾配（チャンバーとチューブ
端の間の）を推定する直接法を用いる場合には、このゲ
インは、通常の保全作業の間は別として、変える必要が
ない。何故なら、どんなチューブが用いられるかに関係
なしに補償が行われるからである。間接法が用いられる
場合には、ゲインは、チューブごと、条件ごとに特定で
あるので、頻繁な調整を必要とする。この場合のＢのゲ
インの調整は、使用者がその調整を行えるように、外側
にあるのが望ましい。
システムが、いったん上記のようにして調整されたな
らば、追加される入力の１ボルト当たりの発生される圧
力を表わす目盛決めファクターが確立される。そして、
この目盛り決めファクターは、種々の所望の関数（カテ
ゴリーＣ）のゲインをセットするために用いられ得る。
らば、追加される入力の１ボルト当たりの発生される圧
力を表わす目盛決めファクターが確立される。そして、
この目盛り決めファクターは、種々の所望の関数（カテ
ゴリーＣ）のゲインをセットするために用いられ得る。
患者用通気装置のピストンの駆動モーターに制御信号
を供給するための、この新奇な個別方式は、圧力を監視
することやそれをフィードバックに用いることの必要な
しに、また、揺動を起こす可能性もなしに、所望の場所
での圧力を妥当な時間内で所望の圧力に合致させること
を確実にする。しかし、モーターの応答時間があり、モ
ーターと圧力制御の場所の間の変形性の構造が存在する
ので、幾分の遅れは避けられない。特に、急激な過渡現
象の間には、実際の圧力が所望の圧力から一時的に逸脱
することがある。このような逸脱の大きさと継続時間
は、モーターの応答特性、種々の電気信号に付与されて
いる濾波の程度、および、チャンバーと連結チューブの
機械的特性に依存している。これらの変数を適切に選定
することにより、応答は、ほとんどの使用の場合に対し
て完全に適切にされ得る。しかし、需要の変化に対して
の圧力の応答をより速くするために、追加的方法が用い
られ得る。
を供給するための、この新奇な個別方式は、圧力を監視
することやそれをフィードバックに用いることの必要な
しに、また、揺動を起こす可能性もなしに、所望の場所
での圧力を妥当な時間内で所望の圧力に合致させること
を確実にする。しかし、モーターの応答時間があり、モ
ーターと圧力制御の場所の間の変形性の構造が存在する
ので、幾分の遅れは避けられない。特に、急激な過渡現
象の間には、実際の圧力が所望の圧力から一時的に逸脱
することがある。このような逸脱の大きさと継続時間
は、モーターの応答特性、種々の電気信号に付与されて
いる濾波の程度、および、チャンバーと連結チューブの
機械的特性に依存している。これらの変数を適切に選定
することにより、応答は、ほとんどの使用の場合に対し
て完全に適切にされ得る。しかし、需要の変化に対して
の圧力の応答をより速くするために、追加的方法が用い
られ得る。
それら方法のうちの一つは、ここで提案している方式
をサーボ圧力フィードバックと組み合わせることにあ
る。この場合には、圧力に比例した一つの信号が、命令
信号の一つまたはより多くのコンポーネントから差し引
かれ、結果として一つの誤差信号ができ、それが、追加
的入力としての役を果たす。この場合の誤差信号は、従
来の普通の圧力サーボシステムとは異なり、モーターへ
の電力供給を決める主たる要因ではなく、応答をより速
くすることを意図した一つのオプションに過ぎないもの
であり、過渡状態の間にのみ有意義なものである、とい
うことをここに強調しておきたい。この誤差信号の役割
が補助的なものである故に、圧力監視場所がピストンか
ら遠く離れているときであっても安定性も失わないよう
な、低い誤差のゲインが用いられ得る。
をサーボ圧力フィードバックと組み合わせることにあ
る。この場合には、圧力に比例した一つの信号が、命令
信号の一つまたはより多くのコンポーネントから差し引
かれ、結果として一つの誤差信号ができ、それが、追加
的入力としての役を果たす。この場合の誤差信号は、従
来の普通の圧力サーボシステムとは異なり、モーターへ
の電力供給を決める主たる要因ではなく、応答をより速
くすることを意図した一つのオプションに過ぎないもの
であり、過渡状態の間にのみ有意義なものである、とい
うことをここに強調しておきたい。この誤差信号の役割
が補助的なものである故に、圧力監視場所がピストンか
ら遠く離れているときであっても安定性も失わないよう
な、低い誤差のゲインが用いられ得る。
一つの実施例においては、その装置は、ピストンまた
はベローズのような、壁のうち一つものの運動によっ
て、中にあるガスを圧縮したり膨張させたりする一つの
チャンバーと、作動することによってチャンバーの圧力
が変えられるように、チャンバーの可動の構成部分に取
り付けられている一つのモーターと、命令信号に比例し
た電力をモーターに供給するための電気回路と、命令信
号を生成するための諸回路を含んで成る、装置であっ
て、上記最後の諸回路は、動いている部分による静摩
擦、粘性抵抗、および慣性的損失を補償するための、DC
信号、および／または動いている部分の速度に比例した
信号、および／または動いている部分の加速度に比例し
た信号を含んで成る信号を生成する回路と、チャンバー
と気管の間での圧力損失を補償するための、チャンバー
と気管の間の圧力差に比例した信号を含んで成る信号を
生成するための回路と、所望の関数に比例した信号を生
成するためのオプショナルの回路を含んで成る。
はベローズのような、壁のうち一つものの運動によっ
て、中にあるガスを圧縮したり膨張させたりする一つの
チャンバーと、作動することによってチャンバーの圧力
が変えられるように、チャンバーの可動の構成部分に取
り付けられている一つのモーターと、命令信号に比例し
た電力をモーターに供給するための電気回路と、命令信
号を生成するための諸回路を含んで成る、装置であっ
て、上記最後の諸回路は、動いている部分による静摩
擦、粘性抵抗、および慣性的損失を補償するための、DC
信号、および／または動いている部分の速度に比例した
信号、および／または動いている部分の加速度に比例し
た信号を含んで成る信号を生成する回路と、チャンバー
と気管の間での圧力損失を補償するための、チャンバー
と気管の間の圧力差に比例した信号を含んで成る信号を
生成するための回路と、所望の関数に比例した信号を生
成するためのオプショナルの回路を含んで成る。
本発明のこの実施例において、単独または二つ以上の
ものの組み合わせで用いられる得る個々の特徴として
は、下記のものがある。
ものの組み合わせで用いられる得る個々の特徴として
は、下記のものがある。
静摩擦が無視できるような可動の部分を用いることに
より、静摩擦を補償するための、命令信号のDCコンポー
ネントを不必要にすること。
より、静摩擦を補償するための、命令信号のDCコンポー
ネントを不必要にすること。
摩擦抵抗が無視できるような可動の部分を用いること
により、粘性摩擦を補償するための、速度に関係した命
令信号のコンポーネントを不必要にすること。
により、粘性摩擦を補償するための、速度に関係した命
令信号のコンポーネントを不必要にすること。
可動の部分の向きを適切にすること、または軽量な可
動の部分を用いることにより、加速度に関係した命令信
号のコンポーネントをなくすること。
動の部分を用いることにより、加速度に関係した命令信
号のコンポーネントをなくすること。
通気装置から患者に行くガスの流量の関数である信号
を得ることにより、チャンバーを患者と連結しているチ
ューブの中での抵抗による圧力損失を補償することが間
接的に行われること。
を得ることにより、チャンバーを患者と連結しているチ
ューブの中での抵抗による圧力損失を補償することが間
接的に行われること。
一つの誤差信号を生成するために、チャンバーの中ま
たは連結チューブに沿ったどこかにおける圧力に比例し
た一つの信号が命令信号の一つまたはより多くのコンポ
ーネントから差し引かれ、その誤差信号が、それらコン
ポーネントに追加されるかまたは入れ替わって命令信号
の部分になること。
たは連結チューブに沿ったどこかにおける圧力に比例し
た一つの信号が命令信号の一つまたはより多くのコンポ
ーネントから差し引かれ、その誤差信号が、それらコン
ポーネントに追加されるかまたは入れ替わって命令信号
の部分になること。
ここで図２の考察に移る。この図は、摩擦を最小にし
ておりながらも効果的に圧力を送吸し得るような通気装
置のためのピストンの新奇な設計を示す。本発明のこの
局面においては、チャンバー内側直径より僅かに小さい
直径を有するピストンを用いると共に、ピストンの運動
の全範囲にわたってピストンとチャンバーの間の物理的
分離を維持するために適当な案内機構を用いることによ
って、ピストンのリムとチャンバーの壁の間の完全な物
理的分離を確実にしており、それにより、極めて小さい
抵抗が維持されている。ピストンの直径とチャンバーの
内側直径の間の差は、平常の使用の間に生成されるチャ
ンバーの圧力においてのピストンのリムの回りでの漏れ
が比較的に小さくて容認され得るようであるように選定
される。
ておりながらも効果的に圧力を送吸し得るような通気装
置のためのピストンの新奇な設計を示す。本発明のこの
局面においては、チャンバー内側直径より僅かに小さい
直径を有するピストンを用いると共に、ピストンの運動
の全範囲にわたってピストンとチャンバーの間の物理的
分離を維持するために適当な案内機構を用いることによ
って、ピストンのリムとチャンバーの壁の間の完全な物
理的分離を確実にしており、それにより、極めて小さい
抵抗が維持されている。ピストンの直径とチャンバーの
内側直径の間の差は、平常の使用の間に生成されるチャ
ンバーの圧力においてのピストンのリムの回りでの漏れ
が比較的に小さくて容認され得るようであるように選定
される。
上記の原理を具体化した種々の形のチャンバーが実現
され得るが、望ましい実施例を示すために、円筒形のチ
ャンバー10が利用されている。図２は、シリンダー12と
ピストン14の縦断面を示している。シリンダー12の長さ
と内側直径は、ピストンの動きによって排除される全容
積が、想定される最大の一回呼吸量（例えば、大人用の
通気装置では3L）にマッチして、なお、想定される最高
の圧力の間における想定される漏れを許容するように選
定される。シリンダー壁16の厚さは、そこで起こる圧力
の下でそれが変形しないような厚さであって、それは、
用いられた材料に依存する。ピストン14は、完全に円形
であるのが望ましく、それの直径はシリンダー12の内側
直径よりも僅かに小さいので、一つの隙間18を形成して
いる。この直径の差は、極めて厳密なものである。何故
ならば、隙間18を通しての漏れの大きさは、ピストンと
シリンダーの間の距離の３乗に関係しているからであ
る。しかしながら、漏れが許容されるために要求される
直径の差は、近代的な機械加工や鋳型の製作で達成され
る得る交差の範囲内にある。例えば、もしピストンのリ
ムの幅が0.5インチ（1.25cm）、その周囲長さが24イン
チ（直径は約８インチ）、ピストン14とシリンダー12の
間の隙間18が0.002インチ（50ミクロン）（つまり、ピ
ストンの直径がシリンダーの直径より0.004インチだけ
小さい）であるならば、漏れは約1.2ml/sec/cm H2Oで
ある。もし、息を吸い込む間のチャンパー内の平均の圧
力が30cm H2O（ピーク圧力は約60cm H2O）で、息の吸
い込みが1sec持続するならば、全漏れ量は36mlであっ
て、それは一回呼吸量の10％より小さい。ところで、0.
002インチまたはもっと良い交差が、今日の構造技術に
よれば容易に達成され得る。漏れの大きさが隙間18の幅
に決定的に依存している故に、シリンダーの壁とピスト
ンのリムのためには、その両者が温度の変化に同様に応
動してそれにより両者間の離れが温度に関係なしにほぼ
一定に保たれるように、同じ材料が用いられるのが望ま
しい。
され得るが、望ましい実施例を示すために、円筒形のチ
ャンバー10が利用されている。図２は、シリンダー12と
ピストン14の縦断面を示している。シリンダー12の長さ
と内側直径は、ピストンの動きによって排除される全容
積が、想定される最大の一回呼吸量（例えば、大人用の
通気装置では3L）にマッチして、なお、想定される最高
の圧力の間における想定される漏れを許容するように選
定される。シリンダー壁16の厚さは、そこで起こる圧力
の下でそれが変形しないような厚さであって、それは、
用いられた材料に依存する。ピストン14は、完全に円形
であるのが望ましく、それの直径はシリンダー12の内側
直径よりも僅かに小さいので、一つの隙間18を形成して
いる。この直径の差は、極めて厳密なものである。何故
ならば、隙間18を通しての漏れの大きさは、ピストンと
シリンダーの間の距離の３乗に関係しているからであ
る。しかしながら、漏れが許容されるために要求される
直径の差は、近代的な機械加工や鋳型の製作で達成され
る得る交差の範囲内にある。例えば、もしピストンのリ
ムの幅が0.5インチ（1.25cm）、その周囲長さが24イン
チ（直径は約８インチ）、ピストン14とシリンダー12の
間の隙間18が0.002インチ（50ミクロン）（つまり、ピ
ストンの直径がシリンダーの直径より0.004インチだけ
小さい）であるならば、漏れは約1.2ml/sec/cm H2Oで
ある。もし、息を吸い込む間のチャンパー内の平均の圧
力が30cm H2O（ピーク圧力は約60cm H2O）で、息の吸
い込みが1sec持続するならば、全漏れ量は36mlであっ
て、それは一回呼吸量の10％より小さい。ところで、0.
002インチまたはもっと良い交差が、今日の構造技術に
よれば容易に達成され得る。漏れの大きさが隙間18の幅
に決定的に依存している故に、シリンダーの壁とピスト
ンのリムのためには、その両者が温度の変化に同様に応
動してそれにより両者間の離れが温度に関係なしにほぼ
一定に保たれるように、同じ材料が用いられるのが望ま
しい。
漏れの大きさが予測可能であり、それが圧力に依存す
る故に、圧力依存の補正ファクターを、ピストンの変位
を表わす信号に付与することができ、そうすれば、その
信号はチャンバーから患者のチューブへと出て行くガス
の量を表わし続け得る。したがって、患者に送給される
ガスの流量や容積を測定するために、別個の方法は不必
要である。
る故に、圧力依存の補正ファクターを、ピストンの変位
を表わす信号に付与することができ、そうすれば、その
信号はチャンバーから患者のチューブへと出て行くガス
の量を表わし続け得る。したがって、患者に送給される
ガスの流量や容積を測定するために、別個の方法は不必
要である。
ピストンがシリンダーの中でそれの軸方向位置を温存
することを確実にし、それにより、ピストンのリムとシ
リンダーの間の摩擦する係合がないことを確実にするた
めに、多種の機構が利用され得る。これらの機構として
は、シリンダーの内面上のレールとそれに対応するピス
トンにおけるノッチとか、多種の軸と軸受の設計法があ
る。望ましい実施例においては、図示のように、前方プ
レート22から後方プレート24へと延びている完全に芯合
わせされたシャフト20が成功裡に用いられている。ピス
トン14は、それの中央部に取り付けられた高級高精度の
軸受26の働きにより、シャフト20に沿って滑らかに滑
る。ピストン14は、後方プレート24を貫通して外に出て
るロッド28によってモーターと結合されている。
することを確実にし、それにより、ピストンのリムとシ
リンダーの間の摩擦する係合がないことを確実にするた
めに、多種の機構が利用され得る。これらの機構として
は、シリンダーの内面上のレールとそれに対応するピス
トンにおけるノッチとか、多種の軸と軸受の設計法があ
る。望ましい実施例においては、図示のように、前方プ
レート22から後方プレート24へと延びている完全に芯合
わせされたシャフト20が成功裡に用いられている。ピス
トン14は、それの中央部に取り付けられた高級高精度の
軸受26の働きにより、シャフト20に沿って滑らかに滑
る。ピストン14は、後方プレート24を貫通して外に出て
るロッド28によってモーターと結合されている。
前方プレート22は、空気の取り入れのための開口と通
気装置を患者のチューブに連結するための開口30,32を
含んでいる。適当な逆止弁33が、普通の場合、これら開
口に取り付けられている。
気装置を患者のチューブに連結するための開口30,32を
含んでいる。適当な逆止弁33が、普通の場合、これら開
口に取り付けられている。
図２によって上記において説明したピストンの設計
は、ピストンの安定性を増すために、例えば、拡大され
たピストンのリムとか、適当に配置された足というよう
な、追加的でオプショナルな特徴を取り込んでいてよ
い。追加として、ピストンの変位または速度と監視する
ための機構（前者なら例えばポテンショメータ）を、容
積または流量を表わすために取り付けてもよい。チャン
バーの中に酸素を直接的に注入し、そこでその酸素と室
内から取り入れ開口を経て取り入れられた空気と混合さ
せることによって酸素富化を行う場合には、ガスを混合
するために小型のファンをチャンバーの中に設けてよ
い。
は、ピストンの安定性を増すために、例えば、拡大され
たピストンのリムとか、適当に配置された足というよう
な、追加的でオプショナルな特徴を取り込んでいてよ
い。追加として、ピストンの変位または速度と監視する
ための機構（前者なら例えばポテンショメータ）を、容
積または流量を表わすために取り付けてもよい。チャン
バーの中に酸素を直接的に注入し、そこでその酸素と室
内から取り入れ開口を経て取り入れられた空気と混合さ
せることによって酸素富化を行う場合には、ガスを混合
するために小型のファンをチャンバーの中に設けてよ
い。
一つは追加的な変形が図２（ｂ）に示されていて、そ
の変形は、軸受26またはシャフト20が摩耗したことによ
ってピストン14とシリンダー12が相互に接触するという
場合にピストン14の位置を極めて微細に調節することを
可能にしている。中央のシャフトの前方と端部を収容し
ている軸穴34（一方の端部のみ図示している）は、シャ
フト20よりも僅かに大きく作られている。シャフト20を
一つの方向に（例えば上下の）微細に動かすために、一
方の側のばね36と、反対側のボルト38が用いられ得る。
類似の機構で、他の方向（例えば左右の）での微細調節
が可能になる。
の変形は、軸受26またはシャフト20が摩耗したことによ
ってピストン14とシリンダー12が相互に接触するという
場合にピストン14の位置を極めて微細に調節することを
可能にしている。中央のシャフトの前方と端部を収容し
ている軸穴34（一方の端部のみ図示している）は、シャ
フト20よりも僅かに大きく作られている。シャフト20を
一つの方向に（例えば上下の）微細に動かすために、一
方の側のばね36と、反対側のボルト38が用いられ得る。
類似の機構で、他の方向（例えば左右の）での微細調節
が可能になる。
したがって、本発明はこの局面によれば、診療所用
の、シールのないピストン式の通気装置のための、新奇
なガス送給チャンバーの構造が提供される。一つの実施
例においては、そのガス送給チャンバーは、滑らかで均
一な内面を有する一つのチャンパーと、チャンバーの中
を往復運動するようになっていて外側寸法がチャンバー
の内側寸法よりも僅かに小さい一つのピストンと、ピス
トンがそれの動く範囲の全体にわたってチャンバーの中
心に止まるようにするための、案内レールとシャフトの
ような案内手段を含んで成っていて、ピストンとシリン
ダーの寸法差は、ピストンがチャンバーの中で適正に芯
合わせされていて圧力が診療所で用いられるときの圧力
の範囲内であるときに結果として最小の漏れ量が得られ
るように計算されている。
の、シールのないピストン式の通気装置のための、新奇
なガス送給チャンバーの構造が提供される。一つの実施
例においては、そのガス送給チャンバーは、滑らかで均
一な内面を有する一つのチャンパーと、チャンバーの中
を往復運動するようになっていて外側寸法がチャンバー
の内側寸法よりも僅かに小さい一つのピストンと、ピス
トンがそれの動く範囲の全体にわたってチャンバーの中
心に止まるようにするための、案内レールとシャフトの
ような案内手段を含んで成っていて、ピストンとシリン
ダーの寸法差は、ピストンがチャンバーの中で適正に芯
合わせされていて圧力が診療所で用いられるときの圧力
の範囲内であるときに結果として最小の漏れ量が得られ
るように計算されている。
本発明のこの実施例において、単独または二つ以上の
ものの組み合わせで用いられ得る個々の特徴としては、
下記のものがある。
ものの組み合わせで用いられ得る個々の特徴としては、
下記のものがある。
ピストンの変位および／または速度を監視する手段を
備えること、特には、チャンバーの圧力に関係した信号
からピストン回りの漏れの容積や流量を計算する手段
と、その計算された漏れの容積や流量をピストンの変位
や速度に関係した信号から差し引く手段を備えることに
よって、後者の信号が、ピストン回りの漏れを考慮に入
れ、チャンバーを出て患者の方へと行く流れの容積や流
量を表わすようにすること。
備えること、特には、チャンバーの圧力に関係した信号
からピストン回りの漏れの容積や流量を計算する手段
と、その計算された漏れの容積や流量をピストンの変位
や速度に関係した信号から差し引く手段を備えることに
よって、後者の信号が、ピストン回りの漏れを考慮に入
れ、チャンバーを出て患者の方へと行く流れの容積や流
量を表わすようにすること。
ガスの取り入れのための入口の連結チューブと、患者
に連結される出口の連結チューブとを備えること、特に
は、息抜き出しの間にはガスの源つまり室内から入口を
経てチャンバーへの一方向の流れ、息吸い込みの間には
チャンバーから出口を経て患者への一方向の流れが起こ
るように、バルブが挿入されること。
に連結される出口の連結チューブとを備えること、特に
は、息抜き出しの間にはガスの源つまり室内から入口を
経てチャンバーへの一方向の流れ、息吸い込みの間には
チャンバーから出口を経て患者への一方向の流れが起こ
るように、バルブが挿入されること。
追加として、ガスの混合を容易にするために、チャン
バーの中において一つのファンを備えること。
バーの中において一つのファンを備えること。
チャンバーの中に酸素を注入するための別個の入口を
備えること。
備えること。
チャンバーの中におけるピストンの位置を定期的に再
調整するための手段を備えること。
調整するための手段を備えること。
ここでの開示を総括するに、本発明は、ピストン式の
通気装置の作動の改善を達成するための新奇な構造を提
供している。本発明の範囲内において種々の変更が可能
である。
通気装置の作動の改善を達成するための新奇な構造を提
供している。本発明の範囲内において種々の変更が可能
である。
以上説明したように本発明は、電気回路手段が、予め
定められた値の信号Ai,可動壁手段（ピストン）の速度
対応信号Aii,同じく加速度対応信号Aiiiを含む第１の信
号を発生せる手段、チャンバーと気管との間の圧力勾配
対応の第２の信号Ｂを発生させる手段、第1,第２の信号
を加算し命令信号を作り出す手段を有すること、さらに
患者の気管における圧力の所望の変更に対応する第３の
信号Ｃを発生させること、さらにピストンと壁の隙間に
ついての改善がなされた等の構造を有することにより、
所望の圧力が保持され、患者への快適な送気をすること
ができるピストン式の通気装置を提供できる効果があ
る。
定められた値の信号Ai,可動壁手段（ピストン）の速度
対応信号Aii,同じく加速度対応信号Aiiiを含む第１の信
号を発生せる手段、チャンバーと気管との間の圧力勾配
対応の第２の信号Ｂを発生させる手段、第1,第２の信号
を加算し命令信号を作り出す手段を有すること、さらに
患者の気管における圧力の所望の変更に対応する第３の
信号Ｃを発生させること、さらにピストンと壁の隙間に
ついての改善がなされた等の構造を有することにより、
所望の圧力が保持され、患者への快適な送気をすること
ができるピストン式の通気装置を提供できる効果があ
る。
図面の簡単な説明 図１は、（ａ）の患者用通気装置の中のピストンを駆
動するモーターのサーボーフィードバック制御と、
（ｂ）の本発明の一つの局面によって提供されるモータ
ー制御の個別的補償の方式と対照した概略的回路線図で
ある。
動するモーターのサーボーフィードバック制御と、
（ｂ）の本発明の一つの局面によって提供されるモータ
ー制御の個別的補償の方式と対照した概略的回路線図で
ある。
図２（ａ）は、本発明の一つの局面によって提供され
る患者用通気装置の中の新奇なピストンの、断面図、
（ｂ）は、部分的に拡大された断面図である。
る患者用通気装置の中の新奇なピストンの、断面図、
（ｂ）は、部分的に拡大された断面図である。
10……チャンバー 12……シリンダー 14……ピストン 16……シリンダー壁 18……隙間 20……シャフト 22……前方プレート 24……後方プレート 26……軸受 28……ロッド 30,32……開口 33……逆止弁 34……軸穴 36……ばね 38……ボルト
Claims (14)
- 【請求項１】ガスを連結チューブによって患者の気管に
送給するための通気装置であって、 前記の連結チューブに作動的に結合されていて、中にあ
るガスを圧縮したり膨張させたりするための可動の壁手
段（14）を有しているチャンバー手段（12）と、 与えられた電気的命令信号の大きさに比例した動かす力
を前記の可動の壁手段（14）に付与するため前記の可動
の壁手段（14）に作動的に結合されている電動モーター
手段と、 前記の電気的命令信号を前記の電動モーター手段に付与
するため前記の電動モーター手段に作動的に結合されて
いる電気回路手段と、を含んで成る前記通気装置におい
て、 前記の電気回路手段が、 一定の予め決められた値の信号（Ai）と、前記の可動の
壁手段の速度に対応している信号（Aii）と、前記の可
動の壁手段の加速度に対応している信号（Aiii）を含ん
で成る第１の電気信号を発生させるための電気回路手段
と、 前記チャンバー手段と患者の気管の間の圧力勾配に対応
している第２の電気信号（Ｂ）を発生させるための電気
回路手段と、 前記の第１と第２の電気信号を加算することによって前
記の電気的命令信号を作り出すための電気回路手段、を
含んで成ることを特徴とする通気装置。 - 【請求項２】前記の電気回路手段が、さらに、患者の気
管における圧力の所望の変更を達成することに大きさに
おいて対応している第３の電気信号（Ｃ）を発生させる
ための電気回路手段を含む、特許請求の範囲第１項記載
の通気装置。 - 【請求項３】前記チャンバー手段（12）は、滑らかで均
一な内面（16）を有しており、前記の可動の壁手段（1
4）は、チャンバー手段（12）の中で往復運動をするよ
うに取り付けられていて前記チャンバー手段（12）の内
側寸法よりも僅かに小さい外側寸法を有してそれにより
その間において一つの小さくて障害物のない隙間（18）
を往復運動の全範囲において形成するピストン手段で成
る、特許請求の範囲第１項または第２項に記載の通気装
置。 - 【請求項４】ガスを患者の気管に送給するための通気装
置において、 滑らかで均一な内面（16）を有するチャンバー手段（1
2）と、 チャンバー手段（12）の中で往復運動をするように取り
付けられていて、前記チャンバー手段（12）の内側寸法
よりも僅かに小さい外側寸法を有することにより、その
間において小さい隙間（18）を、往復運動の全範囲にお
いて形成するピストン手段（14）、 を有することを特徴とする通気装置。 - 【請求項５】前記チャンバー手段（12）は一方に長い円
筒形をなし、前記ピストン手段（14）は、前記の外側寸
法を有する円筒形のヘッド部を含む、特許請求の範囲第
４項記載の通気装置。 - 【請求項６】前記ピストン手段（14）が、前記チャンバ
ー手段（12）の中に軸方向に取り付けられた静止のシャ
フト手段（20）を含み、前記の円筒形のヘッド部は、こ
の静止のシャフト手段（20）上に、それに沿って滑らか
に滑り動くように取り付けられている、特許請求の範囲
第４項または第５項に記載の通気装置。 - 【請求項７】前記の円筒形のヘッド部（14）が、前記チ
ャンバー手段（12）の中にある前記の円筒形のヘッド部
（14）を往復運動させるために、前記チャンバー手段
（12）の外に位置している駆動モーター手段に結合され
ている、特許請求の範囲第６項記載の通気装置。 - 【請求項８】前記の静止のシャフト手段（20）の各端部
が、前記チャンバー手段（12）の前方と後方のふた板
（22,24）に取り付けられていて、それら取り付け部
は、前記のふた板に対しての前記シャフト（20）の位置
を変えるための手段（34,36,38）を含む、特許請求の範
囲第６項または第７項に記載の通気装置。 - 【請求項９】ガスを前記チャンバー手段（12）から排出
させるために前記ピストン手段（14）が動く間に前記の
隙間（18）を通る漏れの容積や流量を計算する手段と、
その計算された漏れの容積や流量に対応する電気信号
を、ピストン（14）の変位や速度に関係した電気信号か
ら差し引くための手段を含むことによって、チャンバー
手段（12）を出て患者の方へ行くガスの流れの容積や流
量を表わす電気信号が作り出される、特許請求の範囲第
４項ないし第８項のいずれか１項に記載の通気装置。 - 【請求項１０】前記チャンバー手段（12）が、それの前
記ピストン手段（14）とは反対の側のふた板（22）にお
いてガスの入口と出口の開口（30,32）を含んでいて、
それら入口（30）と出口（32）は、前記ピストン手段
（14）の前記ふた板（22）から離れる方向の往復運動の
間にのみガスが前記入口（39）を経て前記チャンバー手
段（12）に入ることを許し、前記ピストン手段（14）の
前記ふた板（22）に向かう方向の往復運動の間にのみガ
スが前記チャンバー（12）から前記出口（32）を経て出
て患者の方に行くことを許すように、それら入口と出口
と組み合って作動するように配置された逆止弁（33）を
有する、特許請求の範囲第４項ないし第９項のいずれか
１項に記載の通気装置。 - 【請求項１１】前記チャンバー手段（14）の中に酸素を
注入するために、追加の入口開口が前記の一方のふた板
（22）に設けられている、特許請求の範囲第４項ないし
第10項のいずれか１項に記載の通気装置。 - 【請求項１２】前記チャンバー手段の中に、そこでのガ
スの混合を容易にするためのファン手段が配置されてい
る、特許請求の範囲第４項ないし第11項のいずれか１項
に記載の通気装置。 - 【請求項１３】前記電動モーター手段に付与された電気
的命令信号の大きさに比例した動かす力を前記ピストン
手段（14）に付与するように、電動モーター手段が前記
ピストン手段（14）に作動的に結合されており、前記の
電気的命令信号を前記電動モーター手段に付与するよう
に、電気回路手段が前記電動モーター手段に作動的に結
合されており、 前記電気回路手段は、 （ａ）一定の予め決められた値の信号（Ai）と、前記の
可動の壁手段の速度に対応している信号（Aii）と、前
記の可動の壁手段の加速度に対応している信号（Aiii）
を含んで成る第１の電気信号を発生させるための電気回
路手段と、 （ｂ）前記チャンバー手段と患者の気管の間の圧力勾配
に対応している第２の電気信号を発生させるための電気
回路手段と、 （ｃ）前記の第１と第２の電気信号を加算することによ
って前記の電気的命令信号を作り出すための電気回路手
段、 を含んで成る、特許請求の範囲第４項ないし第12項のい
ずれか１項に記載の通気装置。 - 【請求項１４】前記電気回路手段が、さらに、患者の気
管における圧力の所望の変更を達成することに大きさに
おいて対応している第３の電気信号（Ｃ）を発生させる
ための電気回路手段を含む、特許請求の範囲第13項記載
の通気装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB919103419A GB9103419D0 (en) | 1991-02-19 | 1991-02-19 | Piston-based ventilator design and operation |
| GB9103419.9 | 1991-02-19 | ||
| US742,795 | 1991-08-09 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06502222A JPH06502222A (ja) | 1994-03-10 |
| JP2512669B2 true JP2512669B2 (ja) | 1996-07-03 |
Family
ID=10690209
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4503895A Expired - Lifetime JP2512669B2 (ja) | 1991-02-19 | 1992-02-12 | ピストン式の通気装置 |
| JP4503895A Pending JPH06502569A (ja) | 1991-02-19 | 1992-02-12 | ピストン式の通気装置 |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4503895A Pending JPH06502569A (ja) | 1991-02-19 | 1992-02-12 | ピストン式の通気装置 |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5540222A (ja) |
| EP (2) | EP0691135B1 (ja) |
| JP (2) | JP2512669B2 (ja) |
| AT (2) | ATE204490T1 (ja) |
| CA (1) | CA2104224C (ja) |
| DE (2) | DE69232019T2 (ja) |
| ES (1) | ES2163463T3 (ja) |
| GB (1) | GB9103419D0 (ja) |
| WO (1) | WO1992014505A2 (ja) |
Families Citing this family (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5531221A (en) * | 1994-09-12 | 1996-07-02 | Puritan Bennett Corporation | Double and single acting piston ventilators |
| WO1996024401A1 (en) * | 1995-02-09 | 1996-08-15 | Puritan-Bennett Corporation | Piston based ventilator |
| AUPN973596A0 (en) | 1996-05-08 | 1996-05-30 | Resmed Limited | Control of delivery pressure in cpap treatment or assisted respiration |
| AUPO247496A0 (en) | 1996-09-23 | 1996-10-17 | Resmed Limited | Assisted ventilation to match patient respiratory need |
| AUPO511397A0 (en) | 1997-02-14 | 1997-04-11 | Resmed Limited | An apparatus for varying the flow area of a conduit |
| GB9706186D0 (en) * | 1997-03-25 | 1997-05-14 | Russell John A | Anaesthesia ventilator |
| US6321748B1 (en) | 1998-03-10 | 2001-11-27 | Nellcor Puritan Bennett | Closed loop control in a piston ventilator |
| US6142150A (en) * | 1998-03-24 | 2000-11-07 | Nellcor Puritan-Bennett | Compliance compensation in volume control ventilator |
| AU2003903138A0 (en) * | 2003-06-20 | 2003-07-03 | Resmed Limited | Method and apparatus for improving the comfort of cpap |
| ATE517648T1 (de) * | 2004-01-07 | 2011-08-15 | Resmed Ltd | Verfahren zur bereitstellung von expiratorischer drucklinderung in der positiven atemwegsdrucktherapie |
| DE102007052897B4 (de) * | 2007-11-07 | 2013-02-21 | Dräger Medical GmbH | Verfahren zum automatischen Steuern eines Beatmungssystems sowie zugehöriges Beatmungssystem |
| JP5504467B2 (ja) * | 2008-03-25 | 2014-05-28 | 独立行政法人理化学研究所 | ３次元ナノ金属構造体の光還元加工法 |
| DE102009057070B9 (de) * | 2009-12-04 | 2012-11-29 | Maquet Gmbh & Co. Kg | Kolbenmaschine zum Einsatz als Vakuumpumpe für medizinische Zwecke |
| US8814804B2 (en) * | 2010-12-13 | 2014-08-26 | Iph, Llc | Interactive blood-alcohol content tester |
| US8783250B2 (en) | 2011-02-27 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Methods and systems for transitory ventilation support |
| US9993604B2 (en) | 2012-04-27 | 2018-06-12 | Covidien Lp | Methods and systems for an optimized proportional assist ventilation |
| US9375542B2 (en) | 2012-11-08 | 2016-06-28 | Covidien Lp | Systems and methods for monitoring, managing, and/or preventing fatigue during ventilation |
| US9358355B2 (en) | 2013-03-11 | 2016-06-07 | Covidien Lp | Methods and systems for managing a patient move |
| EP3656431B1 (en) | 2017-11-14 | 2021-03-31 | Covidien LP | Systems for drive pressure spontaneous ventilation |
| US11517691B2 (en) | 2018-09-07 | 2022-12-06 | Covidien Lp | Methods and systems for high pressure controlled ventilation |
| WO2022247321A1 (zh) * | 2021-05-22 | 2022-12-01 | 深圳市司沃康科技有限公司 | 一种动态压力发生装置及按摩器 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4617637A (en) | 1985-07-09 | 1986-10-14 | Lifecare Services, Inc. | Servo control system for a reciprocating piston respirator |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ZA732336B (en) * | 1972-05-01 | 1974-01-30 | Sutter Hospitals Medical Res F | Respirator |
| US3918447A (en) * | 1972-08-19 | 1975-11-11 | John S Inkster | Ventilators |
| US4163911A (en) * | 1975-01-27 | 1979-08-07 | Sutter Hospitals Medical Research Foundation | Permanent magnet translational motor for respirators |
| US4010761A (en) * | 1975-11-10 | 1977-03-08 | Puritan-Bennett Corporation | Delivery means for use in volume-controlled respiration apparatus |
| FR2455765A1 (fr) * | 1979-05-02 | 1980-11-28 | Intertechnique Sa | Dispositif regulateur d'alimentation en gaz d'un organe recepteur |
| SE418456B (sv) * | 1979-06-21 | 1981-06-09 | Engstrom Medical Ab | Respiratoranordning |
| US4448192A (en) | 1982-03-05 | 1984-05-15 | Hewlett Packard Company | Medical ventilator device parametrically controlled for patient ventilation |
| US4587967A (en) * | 1985-07-09 | 1986-05-13 | Lifecare Services, Inc. | Oxygen enriched reciprocating piston respirator |
| GB8704104D0 (en) * | 1987-02-21 | 1987-03-25 | Manitoba University Of | Respiratory system load apparatus |
| CA2038971C (en) | 1990-03-30 | 1996-06-18 | Magdy Younes | Lung ventilator device |
| ES2062258T3 (es) * | 1990-10-30 | 1994-12-16 | Siemens Ag | Disposicion o ventilador para la regulacion del caudal de paso de un medio que fluye, especialmente de un gas. |
| US5365922A (en) * | 1991-03-19 | 1994-11-22 | Brigham And Women's Hospital, Inc. | Closed-loop non-invasive oxygen saturation control system |
-
1991
- 1991-02-19 GB GB919103419A patent/GB9103419D0/en active Pending
-
1992
- 1992-02-12 US US08/107,653 patent/US5540222A/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 DE DE69232019T patent/DE69232019T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 ES ES95110684T patent/ES2163463T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 CA CA002104224A patent/CA2104224C/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 EP EP95110684A patent/EP0691135B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 JP JP4503895A patent/JP2512669B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 WO PCT/CA1992/000060 patent/WO1992014505A2/en active IP Right Grant
- 1992-02-12 JP JP4503895A patent/JPH06502569A/ja active Pending
- 1992-02-12 EP EP92904035A patent/EP0572445B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 AT AT95110684T patent/ATE204490T1/de active
- 1992-02-12 DE DE69212301T patent/DE69212301T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1992-02-12 AT AT92904035T patent/ATE140390T1/de not_active IP Right Cessation
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4617637A (en) | 1985-07-09 | 1986-10-14 | Lifecare Services, Inc. | Servo control system for a reciprocating piston respirator |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0572445A1 (en) | 1993-12-08 |
| DE69212301T2 (de) | 1997-01-23 |
| EP0691135A1 (en) | 1996-01-10 |
| DE69232019D1 (de) | 2001-09-27 |
| GB9103419D0 (en) | 1991-04-03 |
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| US5540222A (en) | 1996-07-30 |
| DE69212301D1 (de) | 1996-08-22 |
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| ATE140390T1 (de) | 1996-08-15 |
| JPH06502569A (ja) | 1994-03-24 |
| DE69232019T2 (de) | 2002-05-29 |
| CA2104224C (en) | 1997-03-18 |
| ATE204490T1 (de) | 2001-09-15 |
| ES2163463T3 (es) | 2002-02-01 |
| EP0691135B1 (en) | 2001-08-22 |
| CA2104224A1 (en) | 1992-08-20 |
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