JP3194948B2 - デッドスペースからのガスの再呼吸の減少のための装置 - Google Patents
デッドスペースからのガスの再呼吸の減少のための装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明はデッドスペースからのガスの再呼吸の減少の
ための装置に関する。デッドスペースとは、呼息の間は
気道に満ち、そして次の吸息では肺胞に戻される、使用
されたガスの体積を意味している。
ための装置に関する。デッドスペースとは、呼息の間は
気道に満ち、そして次の吸息では肺胞に戻される、使用
されたガスの体積を意味している。
患者が肺の中の肺胞スペースの適当なガス交換のため
に十分な換気を行うのが困難であるか、または不可能
な、いくつかの病気がある。これは、肺の中に残ってい
る液が適切な酸素と２酸化炭素の含有を持たないという
結果をもたらし、このことは時に呼吸器機能不全として
認識される。酸素の欠乏は、空気中におけるよりも高い
酸素を含む呼吸用ガスを患者に供給することによって、
ほとんど改善されるが、しかし２酸化炭素において生じ
た時には相応する手段によっては効果を得ることが不可
能である。重大な呼吸器機能不全においては、患者が十
分な肺換気を確保するよう呼吸治療が加えられる。しか
し、肺の機能が著しく妨げられていると、呼吸治療によ
って、呼吸用体積の注入の間は気道内の圧力が極めて高
くなることがあり、そしてこれは気道および肺組織をさ
らに損う危険を有するもので、この現象は時に気圧性外
傷と呼ばれている。換気の必要を減少させるために、麻
酔および筋肉弛緩、体温降下および２酸化炭素の体外排
出のような思い切った方法がとられることもあるが、し
かしそのような処置は著しく体力を消耗させるものであ
り、また医学上の効用としては限界がある。
に十分な換気を行うのが困難であるか、または不可能
な、いくつかの病気がある。これは、肺の中に残ってい
る液が適切な酸素と２酸化炭素の含有を持たないという
結果をもたらし、このことは時に呼吸器機能不全として
認識される。酸素の欠乏は、空気中におけるよりも高い
酸素を含む呼吸用ガスを患者に供給することによって、
ほとんど改善されるが、しかし２酸化炭素において生じ
た時には相応する手段によっては効果を得ることが不可
能である。重大な呼吸器機能不全においては、患者が十
分な肺換気を確保するよう呼吸治療が加えられる。しか
し、肺の機能が著しく妨げられていると、呼吸治療によ
って、呼吸用体積の注入の間は気道内の圧力が極めて高
くなることがあり、そしてこれは気道および肺組織をさ
らに損う危険を有するもので、この現象は時に気圧性外
傷と呼ばれている。換気の必要を減少させるために、麻
酔および筋肉弛緩、体温降下および２酸化炭素の体外排
出のような思い切った方法がとられることもあるが、し
かしそのような処置は著しく体力を消耗させるものであ
り、また医学上の効用としては限界がある。
気道内での正の圧力はまた、気圧性外傷以外の他の不
都合の原因ともなり、循環障害においては正の肺内圧力
によって好ましくない方法で循環が妨害されることがあ
る。そのような場合には、正の圧力を減じるよう処置す
ることが重要であって、そしてこれを行うための方法は
レスピレーター内で患者が換気している体積を減少させ
ることである。
都合の原因ともなり、循環障害においては正の肺内圧力
によって好ましくない方法で循環が妨害されることがあ
る。そのような場合には、正の圧力を減じるよう処置す
ることが重要であって、そしてこれを行うための方法は
レスピレーター内で患者が換気している体積を減少させ
ることである。
呼吸器不全の処置のためのよく知られた原理は、デッ
ドスペースを減少させることであり、そしてこれは気管
切開されている患者に対して有効な手段であるが、咽喉
部に換気用開口が設けられて、これが外部の呼吸管と接
続されるのであるが、しかしこの処置が大きな不都合を
伴うものであることはいうまでもない。
ドスペースを減少させることであり、そしてこれは気管
切開されている患者に対して有効な手段であるが、咽喉
部に換気用開口が設けられて、これが外部の呼吸管と接
続されるのであるが、しかしこの処置が大きな不都合を
伴うものであることはいうまでもない。
呼吸器不全を処置するための、以前からよく知られて
いる別の原理は、呼吸治療の間、呼息の後半部の間に気
道内のあるポイントに特別のガス管を通してある程度の
量の呼吸用ガスを供給し、供給されたガス体積は前述注
入ポイントから上方の気道から使用済みの呼吸ガスを置
換し、その結果デッドスペースは減少する、ことを含ん
でいる。気道フラッシングと呼ばれるこの原理は有効で
はあるが、しかしある程度の制限を持ち、そしてある場
合には欠点さえ持っている。このように、余分なガスの
供給は気道圧にいくらかの増加をもたらし、そのことは
厳密には循環不全には有害となる。主として、閉塞性の
気道疾患においては、肺胞からのガスの異常に高い流れ
が呼息全期間にわたって生じる。そのため、気道フラッ
シングの手段によって、使用済のガスを気道から去らせ
ることを意図するならば、肺胞からのガスの連続的な流
れが再び気道を使用済みのガスで満たしてしまうという
事実によって、正の影響は部分的に失なわれる。肺胞か
らのガス流の大きな希釈は高い流れを持つフラッシング
によって達成されるが、しかし例えばさらに気道圧が増
加するような他の不都合が起きるということも事実であ
る。気道フラッシングに関して以前に知られている方法
と装置の別の制約は、それらがレスピレーターを必要と
していることであり、その結果、レスピレーターに接続
されていない患者は使用できないということである。
いる別の原理は、呼吸治療の間、呼息の後半部の間に気
道内のあるポイントに特別のガス管を通してある程度の
量の呼吸用ガスを供給し、供給されたガス体積は前述注
入ポイントから上方の気道から使用済みの呼吸ガスを置
換し、その結果デッドスペースは減少する、ことを含ん
でいる。気道フラッシングと呼ばれるこの原理は有効で
はあるが、しかしある程度の制限を持ち、そしてある場
合には欠点さえ持っている。このように、余分なガスの
供給は気道圧にいくらかの増加をもたらし、そのことは
厳密には循環不全には有害となる。主として、閉塞性の
気道疾患においては、肺胞からのガスの異常に高い流れ
が呼息全期間にわたって生じる。そのため、気道フラッ
シングの手段によって、使用済のガスを気道から去らせ
ることを意図するならば、肺胞からのガスの連続的な流
れが再び気道を使用済みのガスで満たしてしまうという
事実によって、正の影響は部分的に失なわれる。肺胞か
らのガス流の大きな希釈は高い流れを持つフラッシング
によって達成されるが、しかし例えばさらに気道圧が増
加するような他の不都合が起きるということも事実であ
る。気道フラッシングに関して以前に知られている方法
と装置の別の制約は、それらがレスピレーターを必要と
していることであり、その結果、レスピレーターに接続
されていない患者は使用できないということである。
本発明の目的は、デッドスペースからのガスの再呼吸
を減少させるための公知手法の前述したような不都合を
除去するか、または少なくともかなり減少させることで
ある。
を減少させるための公知手法の前述したような不都合を
除去するか、または少なくともかなり減少させることで
ある。
この目的を達成するために本発明によれば、デッドス
ペースからのガスの再呼吸を減少させるための装置にお
いて、少なくとも呼息の最終フェーズの間に、使用され
た呼吸ガスの流れが気道に挿入されているガス導管を通
して吸引（排気）される。この種の手法はDE−C2−3204
110明細書に記載されている。
ペースからのガスの再呼吸を減少させるための装置にお
いて、少なくとも呼息の最終フェーズの間に、使用され
た呼吸ガスの流れが気道に挿入されているガス導管を通
して吸引（排気）される。この種の手法はDE−C2−3204
110明細書に記載されている。
本発明によれば、請求項１の特徴部分に記載の要件を
備えている。
備えている。
実施例 次に本発明を図面に基づき以下の明細書で詳細に説明
する。この場合、 図１は、呼吸治療器を結合して用いられる、本発明によ
る装置の実施例を示す図であり、 図２はは自発的呼吸で用いられる、本発明による装置の
実施例を示す図である。
する。この場合、 図１は、呼吸治療器を結合して用いられる、本発明によ
る装置の実施例を示す図であり、 図２はは自発的呼吸で用いられる、本発明による装置の
実施例を示す図である。
最初に第１図を参照すると、ここでは過圧状態で呼吸
用ガスを供給するための２つの管、すなわち例えば空気
の供給をするための導管10と、例えば酸素の供給のため
の導管11と、が示されている。これらの導管は、必要に
応じて配分を調節しながらガスを混合するためのガスミ
キサー12に接続され、そしてガスミキサーからは導管13
がレスピレーター14、これはここではゾルナのジーメン
スエレマABのサーボペンチレーター900Cの型式のレスピ
レーターであると仮定する。導管13はまた、ブランチ導
管15および16を通して２つの電気的に制御されるバルブ
装置17および18、それぞれに接続され、それらのバルブ
装置は米国コネチカット、ウエストブレーキのリー社の
LIF LF AA 1200118Hの型式の複数のマイクロバルブ、こ
れらは並列に接続されて通常は閉じられている、を含ん
でいる。レスピレーター14は吸息ガスのための出側導管
19を通してダンパーおよびヒーター20に接続され、そし
てここから吸息ホース21はＹ管22の１方の脚に導かれ、
その他方の脚は呼息ホース23を通してレスピレーターに
接続されている。このＹ管は吸息および呼息ホースを、
膨張可能スリーブを備えた、そして26として示されてい
る患者の気管内に挿入されることを意図した、気管チュ
ーブ24に接続する。気管チューブは、患者の気道へのレ
スピレーターの接続のための気管カニューレによって置
換されることもできる。バルブ装置17は導管27によっ
て、流量計28を介して出側管19に接続される。導管27に
は機械式のノンリターンバルブ29が備えられており、こ
れは近似的に5cm水柱に相当する程度の圧力不足がこの
ホース内に生じたならば吸息ホース21内に外気を供給す
るための安全バルブを構成している。バルブ装置18は、
気管チューブ24の開口の近くに開いている導管30、そし
て気管チューブの内側に設けられた、あるいはマリンク
ロデト社のハイロージェット気管チューブ内にあるよう
に気管チューブ内の壁内キャビティを有することのでき
る、薄いカテーテルからなることもできる導管30、に接
続される。
用ガスを供給するための２つの管、すなわち例えば空気
の供給をするための導管10と、例えば酸素の供給のため
の導管11と、が示されている。これらの導管は、必要に
応じて配分を調節しながらガスを混合するためのガスミ
キサー12に接続され、そしてガスミキサーからは導管13
がレスピレーター14、これはここではゾルナのジーメン
スエレマABのサーボペンチレーター900Cの型式のレスピ
レーターであると仮定する。導管13はまた、ブランチ導
管15および16を通して２つの電気的に制御されるバルブ
装置17および18、それぞれに接続され、それらのバルブ
装置は米国コネチカット、ウエストブレーキのリー社の
LIF LF AA 1200118Hの型式の複数のマイクロバルブ、こ
れらは並列に接続されて通常は閉じられている、を含ん
でいる。レスピレーター14は吸息ガスのための出側導管
19を通してダンパーおよびヒーター20に接続され、そし
てここから吸息ホース21はＹ管22の１方の脚に導かれ、
その他方の脚は呼息ホース23を通してレスピレーターに
接続されている。このＹ管は吸息および呼息ホースを、
膨張可能スリーブを備えた、そして26として示されてい
る患者の気管内に挿入されることを意図した、気管チュ
ーブ24に接続する。気管チューブは、患者の気道へのレ
スピレーターの接続のための気管カニューレによって置
換されることもできる。バルブ装置17は導管27によっ
て、流量計28を介して出側管19に接続される。導管27に
は機械式のノンリターンバルブ29が備えられており、こ
れは近似的に5cm水柱に相当する程度の圧力不足がこの
ホース内に生じたならば吸息ホース21内に外気を供給す
るための安全バルブを構成している。バルブ装置18は、
気管チューブ24の開口の近くに開いている導管30、そし
て気管チューブの内側に設けられた、あるいはマリンク
ロデト社のハイロージェット気管チューブ内にあるよう
に気管チューブ内の壁内キャビティを有することのでき
る、薄いカテーテルからなることもできる導管30、に接
続される。
付加導管31は導管30と同様な手法で、そしてまた気管
チューブ24の開口に近いその開口を持つようにされて、
設けられ、そしてこの導管は１つのユニットに構築され
ている分泌物用トラップ32とバクテリア用フィルター33
を通して、中央排気装置または真空ポンプで構成され得
る、ここでは示されていない、真空源と接続されている
導管34に接続されている。導管34には、流量計35および
流量規制器36が設けられており、後者は実質的には、こ
こで取り上げられているレスピレーターの吸息および呼
息流を制御しているバルブと同様の型式のものである。
チューブ24の開口に近いその開口を持つようにされて、
設けられ、そしてこの導管は１つのユニットに構築され
ている分泌物用トラップ32とバクテリア用フィルター33
を通して、中央排気装置または真空ポンプで構成され得
る、ここでは示されていない、真空源と接続されている
導管34に接続されている。導管34には、流量計35および
流量規制器36が設けられており、後者は実質的には、こ
こで取り上げられているレスピレーターの吸息および呼
息流を制御しているバルブと同様の型式のものである。
説明された装置は、インテルの型式であってもよい、
そして何よりもマイクロプロセッサーとアナログ／ディ
ジタルコンバーターを含む、電子制御ユニット37を有し
ている。主導管38を通して、吸引フェーズ、吸息および
呼息ホース19,21および23それぞれにおける流量と圧力
を表わす信号を受けるために、コンバーターはレスピレ
ーター14に接続されている。流量計28および35もまた、
導管27および導管34それぞれの内部の流量を表わす信号
を制御ユニットに供給するために導管39および40それぞ
れを通して制御ユニットに接続されており、一方、導管
41は制御ユニットから流量規制器36に導き、導管42およ
び43は制御ユニットからバルブ装置17および18それぞれ
に導き、マイクロバルブが開けられるべき時に制御ユニ
ットからそれらユニットへの電気信号を供給する。さら
にバルブ装置17および18は導管46および47それぞれを通
して各々１つの圧力センサー44および45に接続されてい
る。
そして何よりもマイクロプロセッサーとアナログ／ディ
ジタルコンバーターを含む、電子制御ユニット37を有し
ている。主導管38を通して、吸引フェーズ、吸息および
呼息ホース19,21および23それぞれにおける流量と圧力
を表わす信号を受けるために、コンバーターはレスピレ
ーター14に接続されている。流量計28および35もまた、
導管27および導管34それぞれの内部の流量を表わす信号
を制御ユニットに供給するために導管39および40それぞ
れを通して制御ユニットに接続されており、一方、導管
41は制御ユニットから流量規制器36に導き、導管42およ
び43は制御ユニットからバルブ装置17および18それぞれ
に導き、マイクロバルブが開けられるべき時に制御ユニ
ットからそれらユニットへの電気信号を供給する。さら
にバルブ装置17および18は導管46および47それぞれを通
して各々１つの圧力センサー44および45に接続されてい
る。
呼息回路において、例えば−2cm水柱のような不適当
な圧力不足があった時に呼息を中断させ、また不適切な
高い過圧が生じたならば吸息を中断させるため、レスピ
レーター14は、レスピレーター内の自動モニター装置に
接続されている、吸息導管19,20および呼息導管23それ
ぞれの中の圧力センサー48および49を有しており、そし
てそれらの圧力センサーはまた導管50および51それぞれ
を通して制御ユニット37に接続されている。
な圧力不足があった時に呼息を中断させ、また不適切な
高い過圧が生じたならば吸息を中断させるため、レスピ
レーター14は、レスピレーター内の自動モニター装置に
接続されている、吸息導管19,20および呼息導管23それ
ぞれの中の圧力センサー48および49を有しており、そし
てそれらの圧力センサーはまた導管50および51それぞれ
を通して制御ユニット37に接続されている。
説明された装置によって、本発明は以下のように実現
される。
される。
レスピレーター14は、一般的な手法で動作し、ここで
は吸息フェーズにおいてはガスは導管19を通りダンパー
およびヒーター20を介し、そして吸息ホース21、ブラン
チ部22および気管チューブ24を通って患者の呼吸器に流
れ込み、１方呼息フェーズの間は、使用されたガスは気
管チューブと呼息ホース23を通して流れる。公知の原理
によれば、デッドスペースの部分は、呼息の後半部の期
間に、導管43を介して制御ユニット37からの信号により
開かれるバルブ装置18における１つまたはそれ以上のバ
ルブによって、ガス導管30を通る一定の、または脈動す
る空気流を気管チューブ24の開口の近くにエアジェット
として肺出することによりフラッシュされる。初期的に
は、呼息ホース23を通るガス流は使用されたガスで構成
されているが、肺からの使用されたガスが連続的に流れ
て来ないと次第に、患者の気道部、気管チューブ24、お
よびＹ部22はガス導管30からの新しいガスで満たれてし
まい、フラッシング効果はこうして減じられる。
は吸息フェーズにおいてはガスは導管19を通りダンパー
およびヒーター20を介し、そして吸息ホース21、ブラン
チ部22および気管チューブ24を通って患者の呼吸器に流
れ込み、１方呼息フェーズの間は、使用されたガスは気
管チューブと呼息ホース23を通して流れる。公知の原理
によれば、デッドスペースの部分は、呼息の後半部の期
間に、導管43を介して制御ユニット37からの信号により
開かれるバルブ装置18における１つまたはそれ以上のバ
ルブによって、ガス導管30を通る一定の、または脈動す
る空気流を気管チューブ24の開口の近くにエアジェット
として肺出することによりフラッシュされる。初期的に
は、呼息ホース23を通るガス流は使用されたガスで構成
されているが、肺からの使用されたガスが連続的に流れ
て来ないと次第に、患者の気道部、気管チューブ24、お
よびＹ部22はガス導管30からの新しいガスで満たれてし
まい、フラッシング効果はこうして減じられる。
この不都合は、現存する呼息流と制御ユニット内でプ
ログラムされている流れとの比較を制御ユニットに設
け、減少していく呼息流が前もって決められた値以下に
なった時、制御ユニットから導管41を通して流量規制器
36に信号が供給され、流量規制器が開かれて制御ユニッ
ト内にプログラムされた前もって決められた流量が患者
の呼吸器から導管31、セパレーター33および流量計35を
通り、吸引源に接続されている導管34に吸い取られるこ
とにより、除去される。この流量は、それが前に説明さ
れた機能を開始する呼息流と同程度となるように選択す
ることが望ましい。こうして、呼息フェーズの後半部の
間の患者の呼吸器からの流れは導管31を通して吸引さ
れ、そして気管チューブを通る相応した流れは終了す
る。
ログラムされている流れとの比較を制御ユニットに設
け、減少していく呼息流が前もって決められた値以下に
なった時、制御ユニットから導管41を通して流量規制器
36に信号が供給され、流量規制器が開かれて制御ユニッ
ト内にプログラムされた前もって決められた流量が患者
の呼吸器から導管31、セパレーター33および流量計35を
通り、吸引源に接続されている導管34に吸い取られるこ
とにより、除去される。この流量は、それが前に説明さ
れた機能を開始する呼息流と同程度となるように選択す
ることが望ましい。こうして、呼息フェーズの後半部の
間の患者の呼吸器からの流れは導管31を通して吸引さ
れ、そして気管チューブを通る相応した流れは終了す
る。
説明された吸引が開始されるのと同時に、呼息フェー
ズの間、前記装置が前もって決められた流量を導管27を
通し流量計28を介してレスピレーター14の出側導管19
に、そしてダンパーおよびヒーター20を介して吸息ホー
ス21に流すよう、信号が制御ユニットから導管42を通し
てバルブ装置17に供給される。連続する呼息フェーズの
間に気管26を通る吐き出しガスの流量が呼息フェーズの
終わり部分でさらに減少する時、前記流量は導管31を通
って吸引される流量以下に低下しており、これは吸息ホ
ース21からＹ部22および気管チューブ24を通る流れを結
果として発生させる。こうして呼息フェーズの終わり部
分の間に、新しい、加熱された、そして湿ったガスが気
管チューブ24の下端よりも下の呼吸回路に供給される。
こうして呼吸回路に供給されるガスの流れが気管チュー
ブの下端より下の呼吸回路全体をフラッシュするのに十
分であると考えることができないならば、導管31を通っ
て吸引される流量とバルブ装置17を介して導管27を通し
て供給される流量とを、適当な大きさまで増加させるこ
とが可能である。導管27を通る流れを導管31を通る流れ
よりも、わずかに高くするような手法でそれら２つの流
れを制御するのが適切であると思われるのは、このこと
が呼息ホース23を通る流れが少しだけ存在するよう作用
するという利点を与えるからである。前記の後者の流れ
の大きさは重要なものであるため、患者が十分な換気の
もとにあるかどうかをチェックするため装置内に設けら
れたモニター装置とその機能とは、さらに後に説明され
る。しかし、同時にある流れもまた生じているのであ
り、それはＹ部22の２つの脚をフラッシュし、そしてＹ
部の呼息脚に含まれる、ガスの乱流を介して再呼吸を防
ぐのである。さらに、レスピレーター14上で調節される
終了呼吸圧が、スリーブ25において気管チューブ24と気
管26との間の接続において主として発生する、よりわず
かな漏れが存在して、さらに容易に維持されるという長
所も得られる。
ズの間、前記装置が前もって決められた流量を導管27を
通し流量計28を介してレスピレーター14の出側導管19
に、そしてダンパーおよびヒーター20を介して吸息ホー
ス21に流すよう、信号が制御ユニットから導管42を通し
てバルブ装置17に供給される。連続する呼息フェーズの
間に気管26を通る吐き出しガスの流量が呼息フェーズの
終わり部分でさらに減少する時、前記流量は導管31を通
って吸引される流量以下に低下しており、これは吸息ホ
ース21からＹ部22および気管チューブ24を通る流れを結
果として発生させる。こうして呼息フェーズの終わり部
分の間に、新しい、加熱された、そして湿ったガスが気
管チューブ24の下端よりも下の呼吸回路に供給される。
こうして呼吸回路に供給されるガスの流れが気管チュー
ブの下端より下の呼吸回路全体をフラッシュするのに十
分であると考えることができないならば、導管31を通っ
て吸引される流量とバルブ装置17を介して導管27を通し
て供給される流量とを、適当な大きさまで増加させるこ
とが可能である。導管27を通る流れを導管31を通る流れ
よりも、わずかに高くするような手法でそれら２つの流
れを制御するのが適切であると思われるのは、このこと
が呼息ホース23を通る流れが少しだけ存在するよう作用
するという利点を与えるからである。前記の後者の流れ
の大きさは重要なものであるため、患者が十分な換気の
もとにあるかどうかをチェックするため装置内に設けら
れたモニター装置とその機能とは、さらに後に説明され
る。しかし、同時にある流れもまた生じているのであ
り、それはＹ部22の２つの脚をフラッシュし、そしてＹ
部の呼息脚に含まれる、ガスの乱流を介して再呼吸を防
ぐのである。さらに、レスピレーター14上で調節される
終了呼吸圧が、スリーブ25において気管チューブ24と気
管26との間の接続において主として発生する、よりわず
かな漏れが存在して、さらに容易に維持されるという長
所も得られる。
第１図を参照しながら説明された装置では、デッドス
ペースをフラッシュするためにバルブ装置17による制御
の下で、呼息フェーズの期間、気管チューブ24のチップ
の下の気道を新しいガスが満たすようになる。バルブ装
置18による制御の下で導管30を通して供給されるガスジ
ェットによってさらに別のフラッシングが行なわれるの
であって、気管チューブの下端で導管30の開口から供給
されるガスジェットは気管内を下って気道の最も近い開
始部に達し、これをフラッシュする。導管31を介して吸
引されるガス流は、その大きさが、バルブ装置17および
18を通して供給される流量の合計と実質的に対応するよ
うに、規制器36により制御されることが望ましい。この
調節は制御ユニット37によって制御される。
ペースをフラッシュするためにバルブ装置17による制御
の下で、呼息フェーズの期間、気管チューブ24のチップ
の下の気道を新しいガスが満たすようになる。バルブ装
置18による制御の下で導管30を通して供給されるガスジ
ェットによってさらに別のフラッシングが行なわれるの
であって、気管チューブの下端で導管30の開口から供給
されるガスジェットは気管内を下って気道の最も近い開
始部に達し、これをフラッシュする。導管31を介して吸
引されるガス流は、その大きさが、バルブ装置17および
18を通して供給される流量の合計と実質的に対応するよ
うに、規制器36により制御されることが望ましい。この
調節は制御ユニット37によって制御される。
第１図による装置の不正な操作によって、あるいはこ
の装置の機能障害によって、気道内に不適当な高い気道
圧が生じないように、この装置はいくつかの安全装置を
有している。レスピレーター14内の圧力センサーは前に
説明されているが、それらは制御ユニット37に接続され
ており、患者の呼息によって、およびバルブ装置17およ
び18によって供給されるよりも多くのガスが導管31を通
して吸引されることにより不適切な高い過圧が生じた時
に呼息を中断させ、バルブ装置17および18ならびに流量
規制器36は制御ユニット37からの信号によって閉じられ
るが、このことは導管50および51を通した圧力センサー
48および49からの信号によって開始されるのである。不
適切に調整されたレスピレーター14またはその機能不良
の結果として圧力不足が生じたならば、制御ユニット37
内に安全機能が確立され、もし圧力センサーが−4cm水
柱に相当するバルブを示したならば、圧力センサー48お
よび49からの、導管50および51を通して制御ユニット37
の、信号によってバルブ装置17および18ならびに流量規
制器36は閉じられる。前に説明した機械式バルブ29は、
両方の圧力センサー48および49が不具合であるか、また
制御ユニット37の起動に失敗した時に、−5cm水柱の不
足圧力で機能して開き始める。
の装置の機能障害によって、気道内に不適当な高い気道
圧が生じないように、この装置はいくつかの安全装置を
有している。レスピレーター14内の圧力センサーは前に
説明されているが、それらは制御ユニット37に接続され
ており、患者の呼息によって、およびバルブ装置17およ
び18によって供給されるよりも多くのガスが導管31を通
して吸引されることにより不適切な高い過圧が生じた時
に呼息を中断させ、バルブ装置17および18ならびに流量
規制器36は制御ユニット37からの信号によって閉じられ
るが、このことは導管50および51を通した圧力センサー
48および49からの信号によって開始されるのである。不
適切に調整されたレスピレーター14またはその機能不良
の結果として圧力不足が生じたならば、制御ユニット37
内に安全機能が確立され、もし圧力センサーが−4cm水
柱に相当するバルブを示したならば、圧力センサー48お
よび49からの、導管50および51を通して制御ユニット37
の、信号によってバルブ装置17および18ならびに流量規
制器36は閉じられる。前に説明した機械式バルブ29は、
両方の圧力センサー48および49が不具合であるか、また
制御ユニット37の起動に失敗した時に、−5cm水柱の不
足圧力で機能して開き始める。
導管46および47を通してバルブ装置17およびバルブ装
置18それぞれに接続されている圧力センサー44および45
は、気管チューブ24内の圧力が、関連するバルブ装置に
関して前もって調節された値を越えたならば、前記バル
ブ装置を閉じさせる。この安全機能は、バルブ装置を再
び開けるためには手動的にリセットする必要があるよう
にされている。
置18それぞれに接続されている圧力センサー44および45
は、気管チューブ24内の圧力が、関連するバルブ装置に
関して前もって調節された値を越えたならば、前記バル
ブ装置を閉じさせる。この安全機能は、バルブ装置を再
び開けるためには手動的にリセットする必要があるよう
にされている。
第２図に示されている、本発明による装置の実施例
は、自発的呼吸の際に患者によって使用されることを意
図している。この場合には、皮下型式のカテーテル52が
気管26に接続されているが、むしろカテーテルは自然の
気道を通して挿入され、気道内の任意の場所、例えば鼻
咽頭、にその開口を持つようにすることが望ましい。カ
テーテルには２方向バルブ53が接続されており、それに
よって、ボディキャビティ内部の圧力を測定するのに用
いられる型式の圧力センサー54が、外気圧またはカテー
テル内の圧力のいずれをも測定できるように接続され
る。カテーテルは人口鼻55およびブランチ部56を介して
２つの導管57および58に接続されており、導管57は吸引
装置59に導き、そしてチューブ58はガス供給のための装
置60に導く。人口鼻は以前から知られている原理を用い
て構成されているもので、吸息の間に吸い込まれるガス
に熱と湿気とを戻すよう、暖かい、そして湿った呼息ガ
スが人口鼻を通って吸引装置59に向かう時に熱と湿気を
蓄えることのできる多孔性で吸湿性を持つ材料で作られ
る。
は、自発的呼吸の際に患者によって使用されることを意
図している。この場合には、皮下型式のカテーテル52が
気管26に接続されているが、むしろカテーテルは自然の
気道を通して挿入され、気道内の任意の場所、例えば鼻
咽頭、にその開口を持つようにすることが望ましい。カ
テーテルには２方向バルブ53が接続されており、それに
よって、ボディキャビティ内部の圧力を測定するのに用
いられる型式の圧力センサー54が、外気圧またはカテー
テル内の圧力のいずれをも測定できるように接続され
る。カテーテルは人口鼻55およびブランチ部56を介して
２つの導管57および58に接続されており、導管57は吸引
装置59に導き、そしてチューブ58はガス供給のための装
置60に導く。人口鼻は以前から知られている原理を用い
て構成されているもので、吸息の間に吸い込まれるガス
に熱と湿気とを戻すよう、暖かい、そして湿った呼息ガ
スが人口鼻を通って吸引装置59に向かう時に熱と湿気を
蓄えることのできる多孔性で吸湿性を持つ材料で作られ
る。
各装置59および60それぞれは、前に説明したサーボベ
ンチレーター900Cの型式のレスピレーターに含まれてい
る型の圧力センサー61および62それぞれ、およびこれも
またサーボベンチレーター900Cと同様の型式の流量計63
および64それぞれ、を有している。さらに、各装置59お
よび60それぞれは、バルブ記号65および66それぞれによ
って示されている、リー社製のLIF LF AA1200118H型
の、並列に接続された複数のマイクロバルブを含んでい
る。吸引装置59はバルブ65を通して導管67に接続されて
おり、前記導管は例えば、ガス吸引のための中央装置ま
たはガス用の吸引ポンプ、を含むことのできる。第２図
には示されていない、負圧力源に導き、一方ガス供給用
装置はバルブ66を通して、第２図には示されていない過
圧力の呼吸ガス源から来る導管68に接続される。
ンチレーター900Cの型式のレスピレーターに含まれてい
る型の圧力センサー61および62それぞれ、およびこれも
またサーボベンチレーター900Cと同様の型式の流量計63
および64それぞれ、を有している。さらに、各装置59お
よび60それぞれは、バルブ記号65および66それぞれによ
って示されている、リー社製のLIF LF AA1200118H型
の、並列に接続された複数のマイクロバルブを含んでい
る。吸引装置59はバルブ65を通して導管67に接続されて
おり、前記導管は例えば、ガス吸引のための中央装置ま
たはガス用の吸引ポンプ、を含むことのできる。第２図
には示されていない、負圧力源に導き、一方ガス供給用
装置はバルブ66を通して、第２図には示されていない過
圧力の呼吸ガス源から来る導管68に接続される。
圧力センサー61および62はそれぞれ導管69および70を
通して、例えばアナログ／ディジタルコンバーターおよ
びマイクロプロセッサーを含む、電子制御ユニット71に
接続される。この制御ユニットはまた、それぞれ導管72
および73を通して２つの流量センサー63および64に接続
される。導管69,70,72および73を通して、制御ユニット
は導管57および58内の圧力と流量を表わす信号を受け
る。制御ユニットはまた、導管74および75を通してバル
ブ65および66にも接続されており、それら導管を通して
信号を供給して、それによって通常は閉じられているバ
ルブのうちの適切な数だけが開かれた位置に調節され
る。圧力センサー54から制御ユニット71に備えられた導
管76は制御ユニットに圧力信号を供給し、また制御ユニ
ットは２方向バルブ53への導管77を有して、そのバルブ
をその２つの調節された位置、それぞれ外気およびカテ
ーテル、間で切り替える。
通して、例えばアナログ／ディジタルコンバーターおよ
びマイクロプロセッサーを含む、電子制御ユニット71に
接続される。この制御ユニットはまた、それぞれ導管72
および73を通して２つの流量センサー63および64に接続
される。導管69,70,72および73を通して、制御ユニット
は導管57および58内の圧力と流量を表わす信号を受け
る。制御ユニットはまた、導管74および75を通してバル
ブ65および66にも接続されており、それら導管を通して
信号を供給して、それによって通常は閉じられているバ
ルブのうちの適切な数だけが開かれた位置に調節され
る。圧力センサー54から制御ユニット71に備えられた導
管76は制御ユニットに圧力信号を供給し、また制御ユニ
ットは２方向バルブ53への導管77を有して、そのバルブ
をその２つの調節された位置、それぞれ外気およびカテ
ーテル、間で切り替える。
導管79もまた、バルブ装置65および66と同型式の、第
２図においてはバルブ記号78で表わされている、バルブ
装置を通して流量計64の上流で導管58に接続されてお
り、前記導管79は、酸素または他のガスの源に接続され
ている圧力規制器80に接続されている。通常は閉じてい
るバルブ78は、制御ユニットからの信号で適切な数のバ
ルブを開けるよう、導管81を通して制御ユニット71に接
続されている。
２図においてはバルブ記号78で表わされている、バルブ
装置を通して流量計64の上流で導管58に接続されてお
り、前記導管79は、酸素または他のガスの源に接続され
ている圧力規制器80に接続されている。通常は閉じてい
るバルブ78は、制御ユニットからの信号で適切な数のバ
ルブを開けるよう、導管81を通して制御ユニット71に接
続されている。
第２図による装置は制御ユニット内にプログラムされ
るルーチンに従って動作するが、その１例は以下の通り
である。
るルーチンに従って動作するが、その１例は以下の通り
である。
プログラムに従って適切な期間だけ繰り返される初期
フェーズにおいては、２方向バルブ53を切替えるため
の、制御ユニット71から導管77を介して供給される。イ
ンパルスによって圧力センサー54は外気に接続されてい
る。それに続く周期の間、制御ユニット71は外気圧に相
当する、圧力センサー54からの信号を読取る。次に２方
向バルブ53はリセットされ、圧力センサー54はカテーテ
ル52を通して気道に接続される。
フェーズにおいては、２方向バルブ53を切替えるため
の、制御ユニット71から導管77を介して供給される。イ
ンパルスによって圧力センサー54は外気に接続されてい
る。それに続く周期の間、制御ユニット71は外気圧に相
当する、圧力センサー54からの信号を読取る。次に２方
向バルブ53はリセットされ、圧力センサー54はカテーテ
ル52を通して気道に接続される。
第２のフェーズにおいては、制御ユニット71の一部を
形成するマイクロプロセッサーは、何回かの呼吸に相当
する周期の間、３つの圧力センサー54,61および62すべ
てからの信号を読取る。次に、それらの圧力信号は線形
回帰によって互いに他と比較される。３つの信号が一致
を示していなければ、障害表示が与えられ、そして障害
が修理されるまでそれ以上の機能は禁止されて、そして
装置の手動リセットが行なわれる。普通は、測定された
圧力信号の直接的比較を許可する数字的定数がマイクロ
プロセッサー内に蓄積される。
形成するマイクロプロセッサーは、何回かの呼吸に相当
する周期の間、３つの圧力センサー54,61および62すべ
てからの信号を読取る。次に、それらの圧力信号は線形
回帰によって互いに他と比較される。３つの信号が一致
を示していなければ、障害表示が与えられ、そして障害
が修理されるまでそれ以上の機能は禁止されて、そして
装置の手動リセットが行なわれる。普通は、測定された
圧力信号の直接的比較を許可する数字的定数がマイクロ
プロセッサー内に蓄積される。
第３フェーズにおいては、第２フェーズの間に読取ら
れた圧力変動が、記録されている吸息および呼息の開始
および終了を識別するために分析される。大気圧以下で
あると認められる最も低い測定された圧力は、吸息とし
て識別される。この吸息の開始が調べられ、以前に見出
された圧力最低に先立つ圧力のゼロ通過として識別され
る。読取られた周期内ではゼロ通過がなかったならば、
吸息の開始は識別されないまま残される。その付加的な
圧力最低値と先立つゼロ通過とが調べられ、第２フェー
ズの間に読取られた周期全体にわたる付加的吸息とそれ
らの開始が識別される。適切なフィルターおよび「アイ
クロージング」周期が、吸息の２重識別を除去するのに
用いられる。フェーズ３の次の瞬間には２つの引き続く
吸息の間の圧力最高値が調べられる。圧力最高値は外気
圧よりも上にあって、そして最高値は呼息として識別さ
れるように制御されている。呼息毎の開始は、各圧力最
高値に先立つ圧力信号のゼロ通過として識別される。吸
息および呼息の継続時間は、それぞれの圧力最低値およ
び圧力最高値と共にマイクロプロセッサー内に要約され
る。標準的な吸息および呼息の過程は、フェーズ３の間
の過程の最終結果として求められ、そして呼吸サイクル
の別々のフェーズの総ての期間を含む数字情報と同様、
図表形式で標準的な圧力変動が画面上に表示される。
れた圧力変動が、記録されている吸息および呼息の開始
および終了を識別するために分析される。大気圧以下で
あると認められる最も低い測定された圧力は、吸息とし
て識別される。この吸息の開始が調べられ、以前に見出
された圧力最低に先立つ圧力のゼロ通過として識別され
る。読取られた周期内ではゼロ通過がなかったならば、
吸息の開始は識別されないまま残される。その付加的な
圧力最低値と先立つゼロ通過とが調べられ、第２フェー
ズの間に読取られた周期全体にわたる付加的吸息とそれ
らの開始が識別される。適切なフィルターおよび「アイ
クロージング」周期が、吸息の２重識別を除去するのに
用いられる。フェーズ３の次の瞬間には２つの引き続く
吸息の間の圧力最高値が調べられる。圧力最高値は外気
圧よりも上にあって、そして最高値は呼息として識別さ
れるように制御されている。呼息毎の開始は、各圧力最
高値に先立つ圧力信号のゼロ通過として識別される。吸
息および呼息の継続時間は、それぞれの圧力最低値およ
び圧力最高値と共にマイクロプロセッサー内に要約され
る。標準的な吸息および呼息の過程は、フェーズ３の間
の過程の最終結果として求められ、そして呼吸サイクル
の別々のフェーズの総ての期間を含む数字情報と同様、
図表形式で標準的な圧力変動が画面上に表示される。
第４フェーズの間には、医者または呼吸療法上である
と考えられる療法士によって、記録されている変化が考
察される。この人物は、導管57を通して呼吸サイクルの
間に吸引されるべき体積、およびこれが行なわれるべき
呼吸サイクルのフェーズとを決める。さらに、その療法
士は、導管58を通して供給されるべき体積、およびこれ
が行なわれるべき呼吸サイクルのフェーズとを決める。
と考えられる療法士によって、記録されている変化が考
察される。この人物は、導管57を通して呼吸サイクルの
間に吸引されるべき体積、およびこれが行なわれるべき
呼吸サイクルのフェーズとを決める。さらに、その療法
士は、導管58を通して供給されるべき体積、およびこれ
が行なわれるべき呼吸サイクルのフェーズとを決める。
療法士はまた、吸引フェーズの間のカテーテル52内の
負圧に関する最高レベルと、そしてガス供給の間のカテ
ーテル内の過圧に関する最高値とを調節する。フェーズ
３の間に調べられる、標準的な呼吸パターンからの偏り
に関する限度もまた決められる。
負圧に関する最高レベルと、そしてガス供給の間のカテ
ーテル内の過圧に関する最高値とを調節する。フェーズ
３の間に調べられる、標準的な呼吸パターンからの偏り
に関する限度もまた決められる。
治療フェーズである第５フェーズの間に、この装置は
本発明の原理に従って、そしてフェーズ４の間で確立さ
れたルーチンに従って、機能する。全体的な治療フェー
ズの間に、制御ユニットは３つの圧力センサー54,61お
よび62からの圧力値および、流量計63および64からの流
量値とを連続的に読取る。ディジタル値はマイクロプロ
セッサーのメモリー内のサークルバッファ内に蓄積され
るが、前記サークルバッファは数呼吸サイクルをカバー
する時間周期を含んでいる。１つの外気圧以下の圧力最
低値が調査され、そして吸息として識別される。次に、
外気圧以上の圧力最高値が調査され、呼息を規定する。
これが見出された時、コンピューターは、圧力の最も近
い先立つゼロ通過として識別される実際の呼息の開始を
調査するが、これはサークルバッファ内に見出される。
プロセッサーは、先立つ吸息最低圧力、実際の呼息の開
始の間の時間関係とその識別された最高圧力とが、フェ
ーズ４で確立された患者の通常の呼吸パターンに相当し
ているかチェックする。もしそうであれば、プロセッサ
ーはフェーズ４の間に規定された周期の後にバルブ装置
65に信号を送り、前記バルブ装置はカテーテル52、人口
鼻55、導管57、流量計63、バルブ装置65を通って導管67
に流れ出る吸引流を通過させる。吸引流の割合いは、公
知のサーボフィードバック原理に従って、フェーズ４の
決められた吸引体積が決められた周期の間に吸引される
のに必要な流量に相当する流量と比較される。もしあれ
ば偏りは、バルブ装置65内に並列に接続されているバル
ブの接続または非接続によって修正される。前述の手法
では、呼息の後半部の期間、カテーテル52が開いている
ポイントにおいて気道から流れが吸引される。呼息の間
に、肺からのガスの流れが減少してゼロに接近した時、
ある場合には、それはカテーテル52を通して吸引される
ガスの流れ以下に低下する。そしてガスは、患者が呼吸
する方法に従って鼻または口であるような気道の開口か
ら流れて気道を下り、カテーテル52の開口に向かう。こ
うして、デッドスペースからのガスが気道から吸引され
た結果として呼息の後半部分の間には気道はその上方か
ら新しい呼吸ガスによって満たされる。ここで、カテー
テル開口より上部の総ての使用されたガスが呼息の間に
吸引されてしまうわけではないのと同様、使用されたガ
スと新しいガスとの間の境界がカテーテル52の開口を通
過する吸息の期間にまで、使用されたガスの吸引の望ま
しい効果が存在することを指摘しておく。
本発明の原理に従って、そしてフェーズ４の間で確立さ
れたルーチンに従って、機能する。全体的な治療フェー
ズの間に、制御ユニットは３つの圧力センサー54,61お
よび62からの圧力値および、流量計63および64からの流
量値とを連続的に読取る。ディジタル値はマイクロプロ
セッサーのメモリー内のサークルバッファ内に蓄積され
るが、前記サークルバッファは数呼吸サイクルをカバー
する時間周期を含んでいる。１つの外気圧以下の圧力最
低値が調査され、そして吸息として識別される。次に、
外気圧以上の圧力最高値が調査され、呼息を規定する。
これが見出された時、コンピューターは、圧力の最も近
い先立つゼロ通過として識別される実際の呼息の開始を
調査するが、これはサークルバッファ内に見出される。
プロセッサーは、先立つ吸息最低圧力、実際の呼息の開
始の間の時間関係とその識別された最高圧力とが、フェ
ーズ４で確立された患者の通常の呼吸パターンに相当し
ているかチェックする。もしそうであれば、プロセッサ
ーはフェーズ４の間に規定された周期の後にバルブ装置
65に信号を送り、前記バルブ装置はカテーテル52、人口
鼻55、導管57、流量計63、バルブ装置65を通って導管67
に流れ出る吸引流を通過させる。吸引流の割合いは、公
知のサーボフィードバック原理に従って、フェーズ４の
決められた吸引体積が決められた周期の間に吸引される
のに必要な流量に相当する流量と比較される。もしあれ
ば偏りは、バルブ装置65内に並列に接続されているバル
ブの接続または非接続によって修正される。前述の手法
では、呼息の後半部の期間、カテーテル52が開いている
ポイントにおいて気道から流れが吸引される。呼息の間
に、肺からのガスの流れが減少してゼロに接近した時、
ある場合には、それはカテーテル52を通して吸引される
ガスの流れ以下に低下する。そしてガスは、患者が呼吸
する方法に従って鼻または口であるような気道の開口か
ら流れて気道を下り、カテーテル52の開口に向かう。こ
うして、デッドスペースからのガスが気道から吸引され
た結果として呼息の後半部分の間には気道はその上方か
ら新しい呼吸ガスによって満たされる。ここで、カテー
テル開口より上部の総ての使用されたガスが呼息の間に
吸引されてしまうわけではないのと同様、使用されたガ
スと新しいガスとの間の境界がカテーテル52の開口を通
過する吸息の期間にまで、使用されたガスの吸引の望ま
しい効果が存在することを指摘しておく。
第５の治療用フェーズの間の機能は、フェーズ４の間
に決められた治療プログラムによって変化することが可
能である。呼息の最終フェーズの部分の間に、ある量の
ガス吸引されている時には、装置65のバルブはプログラ
ムに従って閉じられる。次に制御装置は、極めて高速な
圧力センサー54からの信号を読取ることによって、吸息
がまだ開始されていないことを示す、外気圧を越える圧
力かまたは外気圧が気道内に存在しているかどうかチェ
ックする。呼息の最終部の間に、フェーズ４の間に確立
された養成法に従い、制御装置71から導管75を通して信
号が与えられ、それがフィードバックサーボ系の別の制
御の下で装置66内のバルブを開かせるよう導くことによ
ってガスのパルスが供給され、流量計64で測定されるそ
の流れは、決められた流量に相当する。こうして得られ
る流入パルスとは逆に、制御装置によって装置65内のバ
ルブを開かせることによって相当する体積のガスを吸引
することも行なわれる。この過程によって、使用された
ガスの追加された体積を、呼息の最終フェーズの間に気
道からフラッシュすることができる。
に決められた治療プログラムによって変化することが可
能である。呼息の最終フェーズの部分の間に、ある量の
ガス吸引されている時には、装置65のバルブはプログラ
ムに従って閉じられる。次に制御装置は、極めて高速な
圧力センサー54からの信号を読取ることによって、吸息
がまだ開始されていないことを示す、外気圧を越える圧
力かまたは外気圧が気道内に存在しているかどうかチェ
ックする。呼息の最終部の間に、フェーズ４の間に確立
された養成法に従い、制御装置71から導管75を通して信
号が与えられ、それがフィードバックサーボ系の別の制
御の下で装置66内のバルブを開かせるよう導くことによ
ってガスのパルスが供給され、流量計64で測定されるそ
の流れは、決められた流量に相当する。こうして得られ
る流入パルスとは逆に、制御装置によって装置65内のバ
ルブを開かせることによって相当する体積のガスを吸引
することも行なわれる。この過程によって、使用された
ガスの追加された体積を、呼息の最終フェーズの間に気
道からフラッシュすることができる。
第２図に示された型式のカテーテル52は、呼吸器不全
を持つ患者によって使用されるものであり、自然の気道
を通して挿入されるカテーテルが使用されるということ
は、一般に実際的である。それらのカテーテルの目的は
患者に空気以外の呼吸ガス、普通は酸素、を与えるため
である。この観点から、第２図に示した装置はガス供給
用として以前から知られている装置と比べて、かなりの
長所を有している。これは吸引されるガスから熱と湿気
とを取り戻して、そしてその熱と湿気とを次に患者に供
給されるガスに戻すことができる。このことは供給され
るガスを加熱したりダンピングしたりするための複雑な
装置を不要とする。経済的に極めて大きな利点は、これ
が吸息の初期部分の間にだけ、標準的には完全なままの
酸素である供給されるガスが液内の酸素供給を増加させ
るように肺胞スペースに供給されるようにガス供給が制
御され得る、という事実を生み出す構造によって提供さ
れる。この利点は、導管58を通して酸素を余分に供給す
ることによって、前に説明した機能に影響を与えること
なく得られるものである。前に説明した治療用の第５の
フェーズの間の気道の吸引とフラッシングの後、圧力セ
ンサー54により気道内の圧力が読取られる。吸息が開始
されたことを意味する、外気圧レベル以下への圧力降下
がある時には、制御ユニット71が導管81を通して信号を
供給し、これによって拡張されたサーボ制御の間のバル
ブ装置78内のバルブを開き、意図されたガスの流れが、
吸息の初期部分に適切に制約された意図された周期の
間、患者に供給され、それによって疑いもなく、供給さ
れたガス体積の総てが吸息の間に肺胞スペースに到達す
る。次に、制御装置は前に説明した通りに、比し続く呼
息を識別する作業に戻る。
を持つ患者によって使用されるものであり、自然の気道
を通して挿入されるカテーテルが使用されるということ
は、一般に実際的である。それらのカテーテルの目的は
患者に空気以外の呼吸ガス、普通は酸素、を与えるため
である。この観点から、第２図に示した装置はガス供給
用として以前から知られている装置と比べて、かなりの
長所を有している。これは吸引されるガスから熱と湿気
とを取り戻して、そしてその熱と湿気とを次に患者に供
給されるガスに戻すことができる。このことは供給され
るガスを加熱したりダンピングしたりするための複雑な
装置を不要とする。経済的に極めて大きな利点は、これ
が吸息の初期部分の間にだけ、標準的には完全なままの
酸素である供給されるガスが液内の酸素供給を増加させ
るように肺胞スペースに供給されるようにガス供給が制
御され得る、という事実を生み出す構造によって提供さ
れる。この利点は、導管58を通して酸素を余分に供給す
ることによって、前に説明した機能に影響を与えること
なく得られるものである。前に説明した治療用の第５の
フェーズの間の気道の吸引とフラッシングの後、圧力セ
ンサー54により気道内の圧力が読取られる。吸息が開始
されたことを意味する、外気圧レベル以下への圧力降下
がある時には、制御ユニット71が導管81を通して信号を
供給し、これによって拡張されたサーボ制御の間のバル
ブ装置78内のバルブを開き、意図されたガスの流れが、
吸息の初期部分に適切に制約された意図された周期の
間、患者に供給され、それによって疑いもなく、供給さ
れたガス体積の総てが吸息の間に肺胞スペースに到達す
る。次に、制御装置は前に説明した通りに、比し続く呼
息を識別する作業に戻る。
第２図の装置は、いくつかの組込まれた安全装置を有
している。導管装置の機能の制御は、圧力センサー54,6
1および62が設けられている３点の圧力の測定を含んで
いる。圧力差は同時に測定された流量に関係しており、
それはカテーテル52、人口鼻55、および導管57および58
の抵抗の計算を可能とする。それらの抵抗は制御ユニッ
ト71の中で、初期的に確立された推奨値と比較される。
それを基にした限界値から偏りによっては、装置の機能
が中断され、そして警告信号が発生される。付加的な安
全試験は、導管57および58それぞれの内部の流れの瞬間
的中断に関連して実施される。瞬断は、高速な圧力セン
サー54によって測定された圧力内の相当するステップ応
答に対応する。もしこの応答が期待された通りのもので
なければ、カテーテルが外れているのであり、この装置
の機能は中断される。重要な安全機能は、ガスが吸引さ
れるポイントより上の気道を患者に閉じたならばガスの
吸引を停止させることである。これは圧力センサー62に
よって記録されているべき異常な低い圧力を生じさせる
ものである。
している。導管装置の機能の制御は、圧力センサー54,6
1および62が設けられている３点の圧力の測定を含んで
いる。圧力差は同時に測定された流量に関係しており、
それはカテーテル52、人口鼻55、および導管57および58
の抵抗の計算を可能とする。それらの抵抗は制御ユニッ
ト71の中で、初期的に確立された推奨値と比較される。
それを基にした限界値から偏りによっては、装置の機能
が中断され、そして警告信号が発生される。付加的な安
全試験は、導管57および58それぞれの内部の流れの瞬間
的中断に関連して実施される。瞬断は、高速な圧力セン
サー54によって測定された圧力内の相当するステップ応
答に対応する。もしこの応答が期待された通りのもので
なければ、カテーテルが外れているのであり、この装置
の機能は中断される。重要な安全機能は、ガスが吸引さ
れるポイントより上の気道を患者に閉じたならばガスの
吸引を停止させることである。これは圧力センサー62に
よって記録されているべき異常な低い圧力を生じさせる
ものである。
Claims (6)
- 【請求項１】デッドスペースからのガスの再呼吸を減少
させるための装置であって、レスピレーターの組み合わ
されている装置において、 気道に挿入されるための導管（31）と、 導管内に負圧を与えるために当該導管に接続された装置
と、 治療されるべき患者の呼息の最終フェーズを決定する
（決める）ための装置（37）と、 当該の決定に従って導管内に負圧を開始させるための装
置（36）と、 レスピレーターの呼息フェーズの期間に気管チューブに
ガスの供給をするための装置（30）と、を有しており、 前記導管（31）は、呼吸ガスの供給と排出のためにレス
ピレーター（14）に接続された気管チューブ（24）内の
分離された通路に接続されるか又は、呼吸ガスの供給と
排出のためにレスピレーター（14）に接続された気管チ
ューブ（24）内の分離された通路として構成されている
ものであることを特徴とする、デッドスペースからのガ
スの再呼吸を減少させるための装置。 - 【請求項２】呼息の最終フェーズを決めるための前記装
置は、レスピレーター内の呼息流を測定し、この流れを
前もって決められた値と比較するための装置（28）を有
している、請求項１記載の装置。 - 【請求項３】呼息の最終フェーズを決めるための前記装
置は、導管上に設けられた圧力センサ（49）を有してい
る、請求項２記載の装置。 - 【請求項４】ストップバルブを通して吸引装置及びガス
供給用装置に、それぞれ接続するためのブランチ（22）
を持つ気管チューブ（24）が備えられている、請求項３
記載の装置。 - 【請求項５】人口鼻を持つ導管（31）が設けられてい
る、請求項４記載の装置。 - 【請求項６】開かれた位置にバルブの調節を変更するた
めの装置が設けられている、請求項５記載の装置。
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|---|---|---|---|
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| SE9002161-9 | 1990-06-18 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05509010A JPH05509010A (ja) | 1993-12-16 |
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Country Status (7)
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| EP (1) | EP0592413B1 (ja) |
| JP (1) | JP3194948B2 (ja) |
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| SE (1) | SE500550C2 (ja) |
| WO (1) | WO1991019526A1 (ja) |
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