JP2809459B2 - 気体送出し手段 - Google Patents

気体送出し手段

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は小型、携帯用ユニットにおいて所定時間間隔
をもって所定速度で、選択可能容量の気体を周期的に送
り出す能力を有する気体送出し装置に関する。より具体
的に、この気体送出し装置は肺機能損傷を受けている患
者によって装着可能であり、また連続的な通気を要する
患者の病院間および病院内輸送に関しても有益である小
型人工呼吸器として主要かつ緊急の利用性を有してい
る。
本発明は永久的な移植心臓を備えた患者および心臓移
植に先立つ橋渡しとしての植込み心臓を備えた患者に関
する空気圧完全人工心臓（TAH）用の装着可能駆動装置
として同様な将来的用途を有している。
様々な肺性（かつ非肺性）疾病に起因する慢性の呼吸
不全を伴う多数の患者は生命維持のために、長期間（乃
至永久的に）機械的に補助された換気を必要とする。不
幸にも、大多数の患者は急性の病院環境において、その
高額の関連費用をもって、かつ家庭環境という有利な支
持機構の中断を伴ってケアを受けねばならない。その
上、従来の（容積−サイクル型の）機械的ベンチレータ
は嵩張りかつ高価であり、そして必然的に患者をベッド
−椅子的存在者に制限するものである。小型の装着可能
な人工呼吸器が開発されて来ており、これがこの種患者
の取り扱いに関する重要な進歩であり、またそれは明ら
かに慢性のベンチレータ依存の状況以外の数多くの用途
を有している。医療費抑制に関する現在の全国的な力点
は、好効果をもたらす病院からの解放および数多くのこ
の種患者の数多くのリハビリテーションに関して、引き
続くリハビリテーションを明らかにもたらすであろうこ
の種装置について非常に支持的な雰囲気となっている。
ボストン大学の肺疾患科からのメーク他（Make et a
l.）［「胸郭」（CHEST）86:358−365、1984年９月］の
先導者的研究は小型容量のベンチレータの必要性を明ら
かに示していた（彼等の研究においては、比較的大型の
Bio−Med IC−２ベンチレータが使用されていた）。
開発されて来た、この装着可能な人工呼吸器は寸法、
重量、携帯性および（呼吸速度、呼吸容積、周期圧力お
よび吸気／呼気時間オプションの広い範囲についての）
融通性に関し明確な長所を提供する。これらの特徴は非
常に重要であり、特に気道閉塞を伴う患者の取扱に際し
ては重要であることが特に言及されて来た。家庭におけ
るベンチレーター依存患者の取扱に対するこのアプロー
チは米国に関しては比較的新しい出発であるが、英国お
よびフランスにおける何百人ものベンチレーター依存患
者のニーズに対し要求を満たす充分に開発されたサポー
トプログラムが存在している［ゴールドバーク、エーア
イ（Goldberg,AI）、「胸郭」86:345、1984年９月］。
再び述べるが、小型で装着可能な人工呼吸器の開発は米
国におけるこの種プログラムの進歩を補助するのに非常
に重要である。
通気気体中に一層高い濃度の酸素を必要とする患者ま
たは状況に関して、装着可能人工呼吸器は装着可能酸素
サプライから制御された速度における酸素の添加をもた
らして選択された濃度を有する酸素に富んだ混合物を提
供する。
小型のバッテリー動力人工呼吸器に関する他の非常に
有用な用途は、一つの場所から他の場所へ、たとえば一
つの病院から他の病院へ、あるいは同じ病院内の一つの
場所から他の場所への、慢性的な機械的通気サポートを
要する患者の輸送中に存する。更に、この装置はまた急
性の心臓性呼吸停止または急速に発現する肺性損傷（煙
の吸入、胸郭の損傷等）の他の状態を伴う患者用の救急
車における一時的な呼吸のサポートを提供するために用
いることが出来る。
新規な気体送出し手段に基づく小型で装着可能なエア
サプライは、植込まれた、空気圧作動完全人工心臓（TA
H）、たとえばユタ・ハート、カーディック・システム
ズ・インコーポレーテッド（Cardic Systems,Inc.）に
より調製されたフィラデルフィア（テンプル大学）ハー
ト、およびシンビオン・インコーポレーテッド（Symbio
n,Inc.）により調製されたジャービック（Jarvik）・ハ
ートを伴う歩行可能な患者によって装着されるのには充
分に小型かつ軽量なものとなろう。空気圧TAHに関する
装着可能エアサプライのための主要な用途は移植組織を
持っている患者のための一時的な代替物としてである。
装着可能なエアサプライはまた、植込まれた空気圧作動
の残留心室補助装置、たとえばカントロウィッツ（Kant
rowitz）の大動脈パッチ［LVADテクノロジー（LVAD Tec
hnology）］に関しても有用である可能性がある。ユタ
またはジャーヴィックTAHの使用に関してデザインされ
たHeimesユニットおよびLVADテクノロジー・メカニカル
・オーグジリァリィ・ヴェントリクル・インプラント
（LVAD Technology Mechanical Auxiliary Ven−tricle
Implant）［大動脈バッチ］の使用に関してデザインさ
れたLVADテクノロジーユニット双方について、現在の携
帯用駆動装置の重量は15ポンド以上である。新規なエア
サプライの重量は５ポンドを僅かに超えるものとなる。
それは移植組織を待っている一時的植込みTAHまたはLVA
Dを伴う患者に関する可動性ならびに永久的に植込まれ
たTAHまたはLVADを備える個人に関する家庭内での可動
性を１乃至２時間の期間に亘り許容するものである。こ
の種の可動性は比較的重い携帯用ユニットによっては提
供し得ないものであり、それに対し患者が家庭から離
れ、そして携帯用ユニットを使用する場合、装着可能サ
プライは緊急状況に際して必要な信頼性およびバックア
ップを提供するものである。
発明の要約 本発明は気体送出し装置であって、これは繰り返し周
期内の制御された送出し時間間隔に亘って、制御された
選択周期速度および選択された送出し気体容量において
周期的な方法において気体をラインに供給するものであ
る。この装置は多数の用途を有する可能性があるが、そ
れは第一に慢性の閉塞性肺疾患またはその他の肺損傷を
伴う患者の通気用の小型、装着可能な人工呼吸器として
使用するためにデザインされた。他の用途は植込まれた
空気圧人工心臓用の装着可能サプライとしてであった。
これらの用途に関する現存する気体送出し装置は単一
作動ピストンを利用している。より最近、人工呼吸器は
サーボ弁を閉ループ系に配置することによってエアサプ
ライからの送出しを制御することが出来るようになっ
た。これらのアプローチはいずれもそれら自体を小型化
させるものではなく、それは最も軽い現存する家庭用の
「携帯」ベンチレータの重量が28ポンドであるという事
実によって立証されている。比較してみると、本発明を
利用する装着可能な人工呼吸器のモデルは１時間乃至１
時間半の作動のために充分なバッテリーを含めて重量は
５ポンドである。このユニットは小電源により無限に作
動可能である。
この種の小型化を可能とする装置は、プログラムされ
たマイクロコンピュータ制御下での空気または気体（た
とえば、酸素）を肺に送り出す高速ロータリーコンプレ
ッサーを利用している。単一作動方向性弁が使用され、
これは吸気の間吐出し口を閉じて空気を肺に指向させ、
また吐出し口を開放して肺を減圧し、そして呼気を行わ
せる。切り換えタイプの弁を用いることが、最小かつ最
軽量の形状を達成させるのに対し、流れを制御するため
の定比サーボ弁は実質的に一層重くなる。吸気のサイク
ル回数および割合（すなわち、使用率）は方向性弁の切
り換えによって制御され、これに対して流量はコンプレ
ッサーの速度を変えることにより制御される。同時に、
これらが吸気空気または気体容量を決定する。回転部分
の慣性の故で、コンプレッサーの連続的速度制御を図る
ためには過剰のパワーを必要とすることになる。従っ
て、１吸気間隔において測定された送出し容量が選択さ
れた呼吸容積と比較され、そしてもし誤差があるとすれ
ば、次の呼気間隔中の速度がこの誤差に比例して調整さ
れるというのが本発明の特徴である。この手順は誤差が
受容可能な最小値に達するまで、引き続くサイクルにお
いて反復され、そして送出される容量は選択された値に
おいて制御される。
本発明の他の特徴は、その運転特性曲線の均一性の故
で回生ドラグコンプレッサーを使用していることであ
る。これはマイクロコンピュータ中に較正速度および圧
力データを容易に記憶させ、そして別の流量計に関する
必要を伴うことなく速度および圧力測定値から流量のイ
ンターフェース計算を行わせるものである。遠心コンプ
レッサーは、較正データの精確な記憶にとって流量に対
しての特性形状における変化が大き過ぎ、そしてこの種
の操作に関しては適当ではない。容積移送式コンプレッ
サーは適切な動作特性を有しているが、それらの有する
摩擦面は過剰の摩耗および摩擦損失を呈し、そして摩擦
面を備えていないそれらは要求される小型寸法に関して
非常に狭い隙間および厳しいトレランスを必要とする。
本発明の更に他の特徴は、マイクロコンピュータのプロ
グラムによって支配される制御方法における酸素の添加
であって、この場合酸素は吸気中のみ送出されるものと
する。
図面の簡単な説明 好ましい実施態様についての以下の詳細な説明は、図
面を参照すれば一層良く理解することが出来る。ここ
で、第１図は主要構成部分間の相互作用関係を示す本発
明の好ましい実施態様についてのシステムブロック線図
である。
第２図は流量測定における変動を示す気体送出し装置
の他の実施態様についてのブロック線図である。
第３図は本装置において使用するのに適したドラグコ
ンプレッサーの典型的な動作特性を示している。
第４図はこのタイプの短所を示す遠心コンプレッサー
の典型的な動作特性を示している。
第５図は好ましい実施態様において使用可能である密
閉モータ駆動ドラグコンプレッサーの断面図である。
第６図は第５図に示したドラグコンプレッサーのロー
タの正面図である。
第７図はロータおよびステータのフローチャンネルを
示すドラグコンプレッサーの断片的側面図である。
第８図はコンプレッサー速度制御についての概略線図
である。
第９図は好ましい実施態様において使用可能であるモ
ータ駆動方向性弁の断面図である。
第10図は第９図に示した方向性弁のための作動制御に
ついての概略線図である。
第11図は気体送出し状態において示される肺の通気に
適用された本発明を例示するものである。
第12図は排気状態において示される肺の通気に適用さ
れた本発明を例示するものである。
第13図は肺の通気のための閉ループ酸素制御について
の線図である。
第14図は肺の通気のための開ループ酸素制御について
の線図である。
第15図は２個の受器、たとえば人工心臓の心室の交互
空気駆動について適用された本発明の概略線図である。
第16図は複ロータドラグコンプレッサーについての断
面図である。
第17図は第16図に示したドラグコンプレッサーについ
ての正面図である。
発明の詳細な説明 第１図を参照すると、好ましい気体送出し装置はロー
タリー電動モータ12により駆動されて、加圧気体を中間
空気圧ライン15を介して空気出口14へ送るコンプレッサ
ー10および電気アクチュエータ18により駆動される方向
性弁16を備えている。このコンプレッサーのモータは電
気ライン23を介して制御可能電子駆動装置20から動力を
供給され、また弁アクチュエータは電気ライン25を経由
して別の制御可能電子駆動装置22から動力を供給され
る。コンプレッサー駆動装置は電気ライン24からの電圧
により制御されるが、これはデジタル・アナログ変換器
（DAC）28を経由してマイクロコンピュータ26から間接
的に得られるものである。弁駆動装置22は電気ライン30
を介してマイクロコンピュータから直接得られる信号に
より制御される。マイクロコンピュータに対してアナロ
グ信号がアナログ入力ユニット32を介して誘導される
が、このユニットはマルチプレクサ34およびアナログ・
デジタル変換器（ADC）36を備えている。コンプレッサ
ー速度に関連するアナログ電圧はライン38を介してコン
プレッサー駆動装置20からマルチプレクサ34へ供給され
る。圧力トランスジューサ40は空気圧ライン41を経由し
て空気圧ライン14内の圧力を感知し、そしてそのライン
圧力に関連するアナログ電圧を電気ライン42を介してマ
ルチプレクサ34に供給する。関数およびデータはキーボ
ード44を経由してマイクロコンピュータに入力され、そ
してデータがデジタルディスプレー46上に示される。
マイクロコンピュータは数種類の入手可能なものの一
つ、たとえばHD63P01単一チップマイクロコンピュータ
であればよく、そしてこれはマイクロコンピュータ、ラ
ンダム・アクセスメモリ（RAM）および消去・プログラ
ム可能固定記憶装置（EPROM）を包含している。代表的
なDACはDACO800LCNであり、また代表的な多重化ADCはAD
CO809CCNである。
コンプレッサー速度および弁位置はマイクロコンピュ
ータによって決定され、これはラインに対して周期的に
送出される気体容量、サイクル回数（または速度）およ
び送出し時間間隔（または使用率）を制御する。このコ
ンプレッサー速度はまたマイクロコンピュータにより調
整されて、送出し期間の間平均気体圧力が予め設定され
た限界を超えるのを阻止する。この送出し期間の間に弁
16が位置決めされて、流れをライン15から出力ライン14
に指向させる。サイクルの残りの間、弁16は流れを空気
圧ライン17に転じせしめる。ライン19は弁16を介して第
二の気体の制御された流れを出力ライン14に供給するの
に役立つ。
コンプレッサーからの気体流量は、マイクロコンピュ
ータにより、圧力トランスジューサ信号およびコンプレ
ッサー速度信号からこれらの信号を、記憶され、較正さ
れたコンプレッサー特性（速度、圧力、流量）に入れる
ことによって計算される。送出し気体容量は流量を積分
することによりマイクロコンピュータによって計算され
る。この計算値は空気容量の選択値と比較され、そして
もし誤差があれば、コンプレッサー速度は数サイクルに
亘り空気容量に関する二つの値が一致するまで緩慢に調
整される。このコンプレッサー速度は、過剰な気体圧力
が感知されると同様に減少される。マイクロコンピュー
タはまた、送出し期間内の平均圧力および流量を決定
し、そしてこれらの値から特有の空気圧ライン抵抗を計
算する。この計算された空気圧抵抗は装置の間欠的利用
に関する初期条件設定のために記憶される。ライン状況
における不審な過剰変化についての警告もまた有用であ
る。実用上、送出し期間の間に平均測定圧力を得て、こ
れを選択された気体容量から得た基準圧力値と比較する
のが便利であることが判明している。それでも、この手
順および結果は容量の直接比較と均等である。
方向性弁および関連流路を越えた圧力低下は非常に小
さくしてあるので、空気圧ラインの圧力は受容可能誤差
内のコンプレッサー出口圧力と同じに取ることができ
る。最高精度のために、補正はコンピュータによって行
わせることが出来る。
第１図の装置は、その簡潔性、および最少数の作動エ
レメントを要するという理由で有利である。それは特に
広いダイナミックレンジを有するタイプのコンプレッサ
ーに関して適用可能であり、そしてその場合一定速度に
おける圧力に対する流量の変化は相応に均一であり、そ
して過剰ではない。これらの要件はドラグ（または回
生）コンプレッサーならびに容積移送式機械についての
特性である。
ダイナミックタイプ、たとえば遠心コンプレッサーは
低流量におけるサージ（不安定性）に起因して限定され
たダイナミックレンジを有しており、またその流れ／圧
力特性は第１図に示すインターフェース制御装置におい
て使用するためには余り有利ではない。この種のコンプ
レッサーに関する操作のためには、気体流量の直接測定
用のフローセンサーを利用する必要がある。
気体ライン内の差圧センサの使用は反対されるべき可
能性がある。それは極端な量によって、特に送出される
圧力のレンジが低い場合、送出しライン内の圧力を該セ
ンサが減少させる可能性があるからである。非常に低い
降下を伴う線形圧力センサは使用可能であるが、これら
は比較的大型であり、そしてそれらは非常に低圧力のト
ランスジューサの使用を要し、このトランスジューサは
また、特に携帯用途には比較的大型、デリケートかつ高
価である。熱線タイプの風速計も流量を測定するために
使用可能であるが、この種の計器は携帯用途にとっては
望ましくない。それは遅いレスポンス、高いエネルギー
ドレンおよび費用の故である。
マイクロコンピュータ化された気体送出し装置であっ
て、流量の直接測定用の圧力降下流量計を利用している
のが第２図に示すものである。これは、線形フローセン
サ48が空気圧ライン14内に配置されていること、差圧ト
ランスジューサ50が空気圧ライン52および54を経由する
フローセンサを越える圧力降下を感知し、そして比例す
る電圧を電気ライン56を経由してマルチプレクサ34に提
供すること以外は第１図に示す装置と同一である。この
フローセンサは数種類の低圧降下線形フローセンサの内
の一つ、たとえばHans Rudolph Model4719Pneumotachで
あればよく、また差圧トランスジューサは数種類の低圧
タイプの一つ、たとえばCelesco Model 603151−410で
あればよい。
第１図および第２図双方の装置において、圧力トラン
スジューサ40は正および負ゲージ圧を感知する。もし、
ライン圧力が予め選択された負のしきい値未満となる
と、その制御が方向性弁16を送出し位置に移動させるこ
とになる。
第Ｉ表は、損傷された排機能を伴う患者のための容積
回帰式人工呼吸器としての用途に適用した第１図の装置
の作動に関する制御機能を載せてある。第Ｉ表に従っ
て、Ａ項の呼吸容積、呼吸期間、吸気使用率、吸気圧力
限度および負圧しきい値の選択値をキーボードによって
コンピュータの記憶装置に入力する。測定値のレンジは
Ｂ項によって与えられ、計算値のための式はＣ項におい
て与えられ、そしてコンピュータの指示はＤおよびＥ項
中に記載されている。
第Ｉ表 代表的な人工呼吸器の制御機能 A.選択 1.呼吸容積 200乃至1000ml 2.呼吸期間 ２乃至7.5秒 3.吸気使用率 （呼吸期間の20乃至33％） 4.吸気圧限度 30乃至70cmH2O 5.患者−初期吸気のための負圧レベル ０乃至−20cmH2O 6.名目的空気圧気道抵抗値（Ra＝Pa/Qa） 0.2乃至1.0cmH2O/1pm B.測定 1.コンプレッサー速度（Ｎ） 2,000乃至14,000rpm 2.患者の吸気圧（Pi） −30乃至＋80cmH2O 3.吸気時間間隔（Δti） 0.3乃至3.0秒 4.呼気時間間隔（Δte） 1.0乃至10.0秒 C.計算 1.吸気流量 Qai＝ｆ（PiN） 2.吸気空気量 Vai＝StiQaidt 3.平均吸気圧 Pai＝（StiQaidt）／Δti 4.平均吸気流量 Qai 0＝Vai/Δti 5.特有の空気圧気道抵抗 Ra＝ai/ai 6.呼吸サイクル期間 Δtc＝Δti＋Δte D.吸気（送出し）時間間隔の間 1.コンプレッサー速度およびコンプレッサー出口圧力
（吸気圧力）を読取れ。
2.選択された呼吸容積を吸気時間で除して吸気時間間隔
のための基準流量を求めよ。
3.瞬間的な吸気流量を積分し、そして吸気時間で除して
吸気時間間隔中の平均流量を求めよ。
4.基準値と吸気流量の測定平均値とを比較して、吸気時
間間隔に関する差を求めよ。
5.流量差に関連する量によって、かつその差を減少させ
る方向において次に続く吸気時間間隔中にコンプレッサ
ー速度を調整せよ。
6.差が最小となるまでステップ５を反復せよ。
7.測定した空気圧気道抵抗を名目的選択空気抵抗と比較
し、そして基準値を補正せよ。測定した抵抗値を将来の
基準と表示のために記憶せよ。
8.コンプレッサー出口圧力（吸気圧力）の測定平均値と
圧力限度の選択値とを比較せよ。
9.もし、測定圧力が選択限度を超えれば、測定圧力が選
択限度未満となるまで引き続く吸気時間間隔においてコ
ンプレッサー速度を減少させ、かつ警報を作動せよ。
E.吸気（吐出し）時間間隔の間： 1.呼気の後の測定圧力が吸気を開始した患者に関して負
圧の選択しきい値より一層負になれば、切り換え弁を吸
気位置に作動させよ。
2.もし、実際の呼気時間が選択された呼気時間未満であ
れば、実際および選択された呼気時間間隔間の差異に関
連する増し分によって呼吸サイクル期間を減少せしめ
よ。
第１図に示す気体送出し装置中で使用するための回生
トラグコンプレッサーの長所は第３図中の適切なドラグ
コンプレッサーについての動作特性において示されてい
る。これは上首尾に構成され、かつ試験された装着可能
人工呼吸器の一つのモデルに使用されるドラグコンプレ
ッサーについての耐久性および較正安定性試験に基づく
ものである。これに対して流量の値が基準とされている
コンプレッサー速度およびコンプレッサー出口圧力の較
正値の均一な作表に関して、直線から大きく逸脱してい
ない一定の速度における特性が望ましい。定常速度特性
に関する勾配における変化２対１は受容可能である。空
気圧抵抗の限界値（Ra−1.0,Ra＝0.2）によって境界を
設けられた領域内で、３種類の定常速度特性の何れの勾
配における変化も1.5対１を超えないことが第３図から
理解することが出来る。それぞれの定常速度特性に対す
る水平バーは耐久性試験2000時間を超えるための最大偏
位値である。標準偏差は非常に小さい。このことは極端
に頻繁な較正を要することなく、推論された流量を得る
に際して使用するために充分安定であることを示してい
る。
第１図に示す気体送出し装置において使用するための
遠心力タイプのダイナミックコンプレッサーの短所は第
４図における遠心コンプレッサーの動作特性中に示され
ている。このことは、その性能が第３図に示されている
ドラグコンプレッサーと同一の機能を目的とした遠心コ
ンプレッサーのためのデザインに基づくものである。高
い気道抵抗においては、一定速度において特性は殆ど水
平であることが理解される。低い気道抵抗において、そ
れは殆ど垂直である。勾配における変化は40対１を超え
ている。水平領域において、充分な圧力情報を記憶して
信頼性のある流れの読取り値を得ることは非常に困難で
あった。更に、作動領域の一部は作動が不安定であるサ
ージング線の左側に達している。
第３図に示すドラグコンプレッサーのそれと同様な
（しかし、それを超えるものではない）性能は容積移送
式コンプレッサーによって達成することができるが、適
切な効果はクリアランス対直径の非常に小さな割合（ｓ
＝0.0002）の維持に依存するものなので、携帯用人工呼
吸器または人工心室駆動装置について必要とされるよう
な特に一層小型の寸法においてはこれを構成することは
非常に困難であった。
第５図は装着可能人工呼吸器のエンジニアリングモデ
ルとして構成され、かつ使用されるべきモータ駆動ドラ
グコンプレッサーについての断面図である。これは次の
ような理由で使用される。すなわち、該コンプレッサー
は相応な急勾配および均一な特性（圧力対流れ）を有し
ており、これは第１図の装置についての良好な制御性能
に関して都合がよく、構造は簡単で、そこには接触面が
全く存在せず、従って高い信頼性および長い耐用年数を
もたらすものである。
ドラグコンプレッサー（また、回生ポンプとしても知
られる）において、空気は粘性およびダイナミック効果
の組合せにより固定環状チャンネルを経由してインペラ
を回転させることによって駆動される。放射羽根はその
周縁においてインペラディスクの側面内に機械加工され
て、キャビティの循環列を形成する。管接続口はブロッ
クシールによって分離され、ここにおいて非常に狭いク
リアランスがロータとステータとの間に保持される。第
５図に示すように、回転式インペラ58はブラシレスDCモ
ータ60のシャフト上に装着されている。半円形羽根62は
インペラの面上に機械加工される。これらは円錐形アウ
トレット66を備える固形定環状チャンネルと対応してい
る。モータ60は、周囲に対する漏洩を阻止するハウジン
グ68によって完全に包囲されている。
第６図はロータ58の正面図であって、羽根62を明瞭に
示しており、これは軸に対し45度の角度において定位さ
れている。インレットおよびアウトレットを示している
インペラおよびステータの側面図は第７図中に描写的に
示されている。空気または気体は入口孔68を介して入
り、次いで環状チャンネルを経由してインペラによって
引っ張られるが、そこではそれが円錐形アウトレット案
内羽根66を介して退去する前に略340度の角度を通過し
て流れる。インレットとアウトレットとは小さなブロッ
クシールによって分離され、これは回転式羽根に対して
非常に狭いクリアランスを備えている。このクリアラン
スは遠心コンプレッサーによって必要とされるものより
狭いが、容積移送式タイプによって必要とされるものよ
り狭くはないし、あるいは臨界的ではない。
第８図に示されるコンプレッサー速度制御についての
概略線図を参照すると、ブラシレスDCモータ60は多種多
様な相を備えており、それらはマルチフェーズモータド
ライブ70から次から次へと送出される。相中の一つにお
けるホール効果コミュテーティングセンサからのパルス
はライン72、コンデンサ74およびライン76を介して周波
数−アナログ変換器78に対し供給される。モータ速度に
比例するアナログ電圧はライン38を経由してアナログ入
力ユニット32へ、またマイクロコンピュータに対し供給
され、そこでそれは基準値と比較される。速度制御電圧
はDAC28からライン24および抵抗80を経由してパルス幅
変調装置82に供給される。このパルス幅変調装置はモー
タ駆動制御スイッチ84に対し高周波数、典型的には10kH
zにおいて比例切り換え期間を形成させることが出来
る。この制御スイッチはモータ駆動を無力とし（disabl
e）、そしてこのパルス幅は速度制御電圧に対応し、そ
の結果各モータ相に印加される有効DC電圧を変化させ、
そしてそのモータの速度を変化させる。
第９図は典型的な方向性弁についての詳細なアセンブ
リー図であって、この弁は第１図および第２図に示す装
置における弁として使用することが出来る。この弁アセ
ンブリーはチャンバ86を含むハウジング84から成ってお
り、該チャンバは第一の気体、代表的には空気のための
入口88、補足用第二気体、典型的には酸素のための他の
入口90、気体混合物用の出口92、および排気口94を備え
ている。バルブポペット96は、弁アクチュエータ18によ
り駆動され、このアクチュエータはポペット96に定着さ
れる線状ラック100に連結されたDC歯車モータ98から構
成される。第９図に示される位置において、ポペット96
はＯリング102を介して排気口94をシールし、そして第
一気体および第二気体が供給され、そして口92を経由し
てアウトレットライン14中に流入する。この弁が作動す
ると、モータがラック100およびポペット96を対向する
先端位置に駆動し、ここにおいてそれはＯリング104を
介して口90をシールする。口90のための入口開口部106
は、開口部106がシールされるとき第二気体のプレッシ
ャーフォースを減少させるように比較的小さな直径を有
しており、そしてそのプレッシャーフォースがポペット
96を開放し、かつ第二気体をアウトレットに漏洩させる
のを阻止する。それが上方へ作動されると、ポペット96
は口94を暴露し、そしてインレット気体を流動させて排
気し、それをアウトレット92から脇へ逸らす。口90中の
開口部106をシールする目的は排気時間間隔の間第二気
体の損失を阻止することである。たとえば、その弁が人
工呼吸器内で使用される場合、圧搾空気（第一気体）に
対し酸素（第二気体）が添加されることは多分望ましい
ことであり、この圧搾空気は吸気間隔中患者の肺を拡張
させるために適用されるものである。排気間隔の間、肺
が全部排気すると、酸素は不必要であり、そして排気口
への酸素の損失を阻止するためにその排気口が開放され
ると、ポペットが酸素ラインをシールする。排気タイプ
の方向性弁が使用されて、コンプレッサーの供給をシャ
フトオフするよりは寧ろコンプレッサーのアウトプット
を大気または他の排気ラインにバイパスさせる。それは
ドラグコンプレッサー（または容積移送式ポンプ）に関
しては高圧が生成され、そしてそれがコンプレッサー速
度を変更させる必要性をもたらすが、それは回転部分の
慣性に起因して利用可能な時間間隔内で達成することは
困難だからである。
マイクロコンピュータからの方向性弁16の作動のため
の弁駆動装置22についての概略線図が第10図中に示され
ている。マイクロコンピュータからのライン30は２個の
コンダクタを含んでいる。すなわち、正電圧を印加して
バルブモータを時計方向に駆動して、アウトプットライ
ン14への排気および送出しフローに抗してポペットを設
置させるためのコダクタ108と、正電圧を印加してバル
ブモータを反時計方向に駆動して、排気を開放し、そし
てコンプレッサーからの流れを逸らすコンダクタ110で
ある。コンピュータから時計方向のコマンドを受けて排
気を閉止し、そして流れを逸らすと、正電圧がライン10
8上に現れ、トランジスタ112および114を導通させ、そ
れらは高い電圧を正時計方向バルブモータコンダクタ11
6に印加し、これはまたトランジスタ118を導通し、コン
ダクタ124を接地させてモータ回路を完成する。反時計
方向コマンドが、排気を開放するためにマイクロコンピ
ュータから与えられると、トランジスタ120,122および1
26は導通して、バルブモータを介して電流の方向を逆転
させる。
この装置を人工呼吸器において使用する場合、方向性
弁を経由して肺をもまた排気させることは推奨できな
い。それは弁と挿管との間の有り得る長い呼吸チューブ
が新鮮でない空気の過剰の再呼吸を引き起こすことと、
頻繁なクリーニングを要する弁の汚染という双方の理由
からである。これらを回避するために、呼気弁を挿管に
対し非常に近接して配置することが出来る。呼気弁の排
気口は吸気の間シールされており、そして呼気の間開放
されている。両時間間隔に際して正圧が存在するので、
単一の逆止弁は適切ではなく、それでパイロッテッド弁
が使用される。
第11図は吸気時間間隔中のこの種の呼気弁の使用を示
している。気体は方向性16を介してライン14に送出さ
れ、次いで単一方向弁128を経由し、そして呼気弁130の
中央チャンネルを経由する。呼気弁130の排気口132の加
圧ダイアフラム134によってシャットオフされる。ダイ
アフラム134上のアンバランス領域の故で、比較的小さ
なパイロット圧力がそのダイアフラムを作動し、かつ排
気口132を閉じるのに充分である。このパイロット圧力
は方向性弁16のハウジング84中のタップ136から得られ
る。方向性および呼気弁間で、吸気がダイアフラム134
を作動して排気口132を閉じるために充分である間は正
常なライン圧力は低下することが判明している。
呼気の間、もし単一方向弁128が送出しライン内に挿
入されないとすると、排気口132はダイアフラム134によ
り閉じられた侭となる。それは弁の排気口94を通過する
排出空気に関する圧力降下が、アンバランス領域に起因
するダイアフラムを上昇させるのに充分ではないからで
ある。ライン内への単一方向弁128の挿入によって、方
向性弁16内の排気口94を経由する排出空気の逆流は阻止
され、そして呼気圧力はダイアフラムを上昇させるのに
足り、そして呼気弁130において排出空気をして排気口1
32を通過させる。この状態は第12図中に示されている。
第二気体入口90は明確化のために、方向性弁16中には示
されていない。
先に述べたように、人工呼吸器としての装置の応用に
関して、呼吸用の空気を屡々酸素で冨化する必要があ
る。選択可能であり、かつ所望値に制御された濃度が望
ましい。
第13図は酸素の制御された送出しに関する閉ループ系
についての概略線図である。酸素は容器、たとえば加圧
ボトル134から圧力レギュレータ136および電気モータ駆
動弁140を介して方向性弁16の口90に供給され、そこで
はそれは開口部106を通過し、そしてコンプレッサーか
ら口88に入る空気と合体する。これらの気体はミキシン
グチャンバ142を通過し、ここで両者はバッフル144によ
って充分に混合され、その混合物はライン14中に退去す
る。混合気体中の酸素濃度はガルバニック酸素センサ14
6により感知されるが、これの一例はRexnordガルバニッ
ク燃料電池タイプのものである。このタイプのセンサは
感知された酸素濃度に比例する電気的アナログ信号を生
成する。酸素信号はアナログ入力ユニット32に供給さ
れ、そこでそれはデジタル形式に変換され、そしてマイ
クロコンピュータ26に入力される。測定された酸素濃度
は選択された基準値と比較され、そして如何なる誤差も
専用のDAC148中で変換され、そして電子駆動装置150に
供給されてその誤差が存在しなくなり、そして測定酸素
濃度が選択値と等しくなるまで酸素弁140を作動させ
る。ミキシングチャンバ142の目的は濃度勾配に起因す
る為測定値を阻止するためのものである。
第13図に示す閉ループ酸素制御を人工呼吸器として応
用された新しいガス送出し装置に適用し、そしてそれは
満足すべき性能をもたらした。短所はミキシングチャン
バとセンサの寸法にあり、これらは小型人工呼吸器の寸
法に付け加えられるものであり、またセンサの限定され
た貯蔵安定性も価格と保守を増加させ、特に酸素が定期
的に必要とされなければ、欠点となる。
吸気圧変動は最大でも水45cmと小さいので、弁開口部
を所望酸素流に対応する予め較正された値に設定し、そ
して弁を越える圧力降下が下流の吸気圧における変動に
よって過度に影響を受けることはない充分に高い値にお
いて上流酸素圧を保持することによって適切な酸素制御
を維持することが出来る。この種の開ループ系は第14図
中に示されている。ミキシングチャンバ142と酸素セン
サ146が使用されていることを除けば、これは第13図に
示す閉ループ装置と類似である。所望の酸素濃度が先に
論述したその他のパラメータに加えてマイクロコンピュ
ータ中に入力される。平均吸気流量に関して、また圧力
レギュレータ136の固定設定のための酸素制御弁140の較
正に基づいて、マイクロコンピュータは所要弁領域を計
算する。制御弁140は位置フィードバック装置、たとえ
ば電位差計を包含し、これはアナログ入力ユニット32を
介してマイクロコンピュータに至る電気的リード線152
により弁位置に関連する信号を提供する。
マイクロコンピュータを介する弁140の連続的自動調
節は必要としない。この手順は余り便利ではないが、酸
素制御とコンピュータ制御との相互連絡を必要としない
ことは有利である。周知の差圧流量調節計が圧力レギュ
レータ136および弁140の代わりに酸素ライン中に使用で
きることもまた理解されるべきである。
新規な気体送出し装置に関する他の主要な用途は空気
圧人工心室用の駆動装置としてである。単一の空気的に
駆動される人工心室、たとえば植込み心室補助装置とし
ての利用が判明しているUtahタイプまたはKantrowitzの
機械的補助心室（大動脈パッチ）に関して、この装置は
第１図または第２図に示されるように作動する。単一心
室装置は人工呼吸器用途、遵守負荷（compliant load）
として肺を置換する人工心室と概略的に類似している
が、作動パラメータ、たとえば流量、サイクル反復速度
は非常に異なっている。一つの異なった用途は二心室完
全人工心臓を駆動するためのものである。ここで、コン
プレッサーは右方、次いで左方空気圧心室を交互に膨張
させる。準備はまた、基本的な心臓サイクル内の非対称
駆動間隔および中立ドウェル間隔に関して為される。肺
によって必要とされることはないが、空気圧人工心室に
とって必要とされるかも知れない他の要素は心室の充填
を補助するための吸引についての或る程度の準備であ
る。
二心室人工心臓を駆動するためならびに吸引を適用す
るための準備は第15図中に示されている。この装置にお
いて、コンプレッサー154は加圧空気を空気圧ライン156
を経由して二重作動シャトル弁158に送出し、これは口1
60を介して右心室へ、そして口162を経由して左心室へ
空気を交互に指向させる。一方の心室が加圧されると、
他方は排気し、その排出された空気は弁158から口164を
通過し、次いで空気圧ライン166および吸引制御弁168を
経由して大気に至る。コンプレッサー154に対するイン
レット空気はライン164および166の一方または双方から
得られる。
ポペットタイプの弁は完全人工心臓（TAH）に関する
方向性制御としての利用のために有利であるが、この場
合３個所の位置が必要とされる。すなわち、心室の内の
一方が加圧され、そして他方が排気される２つの位置お
よび中心位置であって、この場合両心室ならびにコンプ
レッサーがそのアウトレットに対し排気される位置であ
る。ここで、右方チャンバ170は左心室と連通し、そし
て中央チャンバ172は吸引源または大気と連通してい
る。右方および左方チャンバ内の二重ディスクポペット
は螺旋形ラックおよびギヤコンビネーション176を介し
てドライバーモータ174に連結されている。位置感知電
位差計178はシャフトの中心位置を制御するために使用
される。そのシャフトが最左方位置にあると、ディスク
180は左方コンプレッサー口181をシールし、そして右心
室は中央チャンバ172および吸引口164の外部に排気す
る。ディスク180は右方チャンバ170を中央チャンバ172
からシールし、そしてコンプレッサーからの加圧空気は
左心室に流れる。シャフトがその最右方位置にあって、
ディスク184が右方コンプレッサーの口186をシールし、
そしてディスク188が左方チャンバ190を中央チャンバ17
2からシールすると、動作は逆転される。例示において
示されている中央位置では、全ての口は開放されてお
り、そしてそれらは吸引口164を介して排気している。
摺動シールは全く必要ではない。それは軸受が腎臓形状
であってもよい排気開口部と同一の壁内に一体となって
いるからである。この配列の一つの望ましい特徴は弁が
略均衡を保っていることである。たとえば、弁がその最
左方位置にあれば、コンプレッサーの圧力はディスク18
0の右側に対し力を加え、そしてそれは力をディスク182
の左側に加える。僅かな不均衡はドライブシャフトの面
積およびＯリングのそれに起因し、それらはディスク面
積の非常に小さな部分を構成する可能性がある。
トランスジューサ192はチャンバ190内の圧力または真
空を測定し、またトランスジューサ194はチャンバ170内
の圧力または真空を測定する。トランスジューサのアウ
トプットはマイクロコンピュータ・ベース制御装置196
に供給され、この制御装置は第１図に示すエレメント2
6,28,32,44および46を包含するものである。吸引はイン
レットによって口164に適用されてコンプレッサー154に
至る。この吸引は排気弁168によって調整されるが、該
排気弁は排気弁駆動装置198を介してマイクロコンピュ
ータ制御装置196からの信号により位置決めされて吸引
をプログラムされた値に維持する。
第５図および第６図に示すドラグコンプレッサーは小
型人工呼吸器にとって適切であるが、空気圧人工心室に
より必要とされる一層大きなパワーを提供する類似のコ
ンプレッサーは同一のロータ寸法に関してより速い速度
で回転せねばならない。しかし、これには特別なモータ
を要する。同一のモータシャフト上に２個のロータを装
着することによって、すなわち単一ユニットにおいて複
ドラグ・コンプレッサーを達成することによって減少し
た速度において所望パワーの成就が可能であることが判
明した。第16図に示すように、内部ロータ202中の羽根2
00は内部ステータ206中の環状チャンネル204と連通して
いる。外部ロータ210中の羽根208は外部ステータ214中
の環状チャンネル212と連通している。双方のロータは
シャフト延長部216上に装架されており、そしてそれら
は駆動モータ218によって共に回転されるが、該モータ
はハウジング220によって大気からシールされて漏洩を
回避している。インレットおよびアウトレットの配列は
第17図中に示されている。インレット222およびアウト
レット224は内部ステータ206中の環状チャンネル204に
通じ、またインレット226およびアウトレット228は外部
ステータ214中の環状チャンネル212に至っている。

Claims (10)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】（ａ）ロータリー電気モータにより駆動さ
    れて加圧空気を供給する速度可変ロータリーコンプッレ
    ッサー。 （ｂ）サイクルの送出し間隔の間にコンプレッサーから
    ラインへ気体を指向させ、またこれらの間隔同士の間に
    気体を脇へ逸らすための弁手段。 （ｃ）コンプレッサーモータを駆動し、そしてサイクル
    回数、送出し間隔の時間および送出される気体の容量を
    選択された値に維持するような方法において弁手段を作
    動するための制御手段で、該制御手段は下記を包含して
    いる。 −−送出された空気容量の基準値を選択するための手
    段。 −−サイクルの送出し間隔の間にコンプレッサーによっ
    て供給された気体の瞬間的な流量を測定するための手
    段。 −−送出し間隔中の流量測定値を積分して送出された空
    気容量の計算された分量を提供するための手段、および −−差異を減少させる方向で、送出される容量の計算値
    と基準値との差異に関連する増し分によって次の引き続
    く送出し間隔中でコンプレッサー速度を調整するための
    手段。 以上を包含するラインを経由して制御された容量の気体
    を周期的に送り出すための装置。
  2. 【請求項２】速度可変ロータリーコンプレッサーがロー
    タリー回生ドラグコンプレッサーである請求項１記載の
    装置。
  3. 【請求項３】装置の作動範囲内で定常的速度曲線に関し
    て、一定速度における圧力上昇対流量の曲線の如何なる
    点における勾配もあらゆるその他の点における勾配の決
    して２倍とはならないような動作特性を速度可変ロータ
    リーコンプレッサーが有している請求項１記載の装置。
  4. 【請求項４】流量測定手段が、受器に対して送出される
    気体の容積流量に直線的に関連するアウトプットを有す
    るフローセンサである請求項１記載の装置。
  5. 【請求項５】制御手段がマイクロコンピュータ、アウト
    プットを有する速度可変ロータリーコンプレッサーに関
    する速度を測定するための手段、およびアウトプットを
    有するコンプレッサーの吐出圧を測定するための手段を
    包含している請求項１記載の装置。
  6. 【請求項６】速度、流量および吐出圧に関連する速度可
    変ロータリーコンプレッサーの動作特性がマイクロコン
    ピュータ内の記憶装置中に記憶され、そして送出された
    容量の値が速度および圧力測定手段のアウトプットに従
    って計算される請求項１記載の装置。
  7. 【請求項７】送出し相の間の平均空気圧抵抗を計算する
    ための手段を包含する請求項５記載の装置。
  8. 【請求項８】送出し間隔中に弁手段に対し、制御された
    流量において第二の気体を添加し、またサイクルの残り
    の間第二気体の流れを停止させるための手段を包含する
    請求項１記載の装置。
  9. 【請求項９】ライン内に第二の圧力作動弁を包含し、こ
    れは気体送出しの間排気口を閉塞し、またライン内に逆
    流が存在すれば開放するものである請求項１記載の装
    置。
  10. 【請求項１０】弁手段が吸引源に対し気体の流れを変え
    る請求項１記載の装置。
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