JPH0322185B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ 自然に呼吸している生体内呼吸系に、呼吸ガ
スを補足するための呼吸装置において、生体内呼
吸系は吸気期間と呼気期間を有し、吸気期間Ｔ２
はこの間周囲の気圧に対してマイナスの圧力が、
前記系内に呼吸ガスが導入される部分において、
生体内呼吸系に存在し、呼気期間は前記系に呼吸
ガスが導入される部分において、生体内呼吸系に
存在する周囲圧に対してプラスの圧力からなり、
次の手段を有する呼吸装置； 吸気期間の始動を感知する手段と、 吸気期間において、生体内呼吸系内で生じる、
周囲圧に対してマイナス圧の時間Ｔ２を示す第１
信号を発生する手段と、 前記第１信号発生手段に接続され、呼吸ガスが
生体内呼吸系に供給される呼吸期間Ｔ１を吸気期
間Ｔ２より短かく予め決定するためのタイミング
手段と、 期間Ｔ１に関連した期間を有する第２信号を発
生するための手段と、 第２信号によつて制御され、前記感知された吸
気に基づいて、呼吸ガスを生体内呼吸系に直ちに
供給するための手段と、この際供給ガスは期間Ｔ
１だけ供給され、このガスは前記感知された吸気
のほぼ始めに供給され、またこのガスの供給割合
Ｒ１は、、前記呼吸系と接触する血液内に前記ガ
スの分圧の１つの上昇を引き起して、吸気期間Ｔ
２の間より低い割合Ｒ２で呼吸ガスを連続的に適
用した場合と少なくとも同じになるような値に設
定される、および 期間Ｔ１を有する呼吸ガスを複数の連続吸気期
間にわたつて供給できるように、前記呼吸装置を
自動的に再循環するための手段。

２ 期間Ｔ１が期間Ｔ２の値の0.25より小さい、
特許請求の範囲第１項に記載の装置。

３ 期間Ｔ１が0.5秒より短かい、特許請求の範
囲第１項に記載の装置。

４ 前記供給ガス量Ｖ１が、前記ガスを割合Ｒ２
で期間Ｔ２だけ供給して生じるガス量Ｖ２よりも
多くない、特許請求の範囲第１項に記載の装置。

アブストラクト 流体的に作動する呼吸装置は、呼吸停止時回路
１０と要求ガス回路２０とを包有する。呼吸停止
時回路１０は、可変キヤパシタンス装置１３２
と、吸入が起ると、該回路１０から流体が急速に
放出する排出手段１３０とを包有する。もし呼吸
停止時が起ると、回路１０は、流体のある既定容
量が回路１０に設定されるので、１以上の信号１
３６を作動させる。呼吸装置の要求ガス回路２０
は、吸入の発端でかつ吸入期間の極く一部である
期間の間患者に呼吸ガスを供給する。

背 景 本発明は呼吸装置及びそれを作動させる方法に
関し、とくに間欠的な要求酸素流れ及び／又は呼
吸停止時検出を特色とするような装置及びその作
動方法に関する。

間欠的な要求酸素流れは、過去において、患者
に対し酸素流れを供給するために一般にかかる高
い費用を軽減するための企図として試みられてい
る。デイ、アウエルバツハ等（Chest，74：1978
年７月１日、頁39−44）はこのような企図の歴史
を省りみて、間欠−要求鼻流れを使用した酸素カ
ニユーレシステムで観察されたテスト結果を報告
している。アウエルバツハ等によつて報告された
装置は、吸入により生ずる負圧、又は吸気により
生ずる正圧のどちらかを、２つの極だつたモード
で、検知するためにカニユーレと連動するばねの
負荷されたダイアフラグムを使用している。負圧
モードでは、報告の装置は、負圧が検出される限
り、患者に酸素を供給し；正圧モードでは、正圧
が検出されない限り、酸素が供給される。

流体論理要素が、また、間欠的要求酸素システ
ムに使用されており、吸入及び呼気により生ずる
負及び正圧を検知する。この点について、ダーカ
ンに対するアメリカ特許3976065は流体要素を使
用した公知例通風管を言及しており、さらに、単
一の流体フリツプ−フロツプが第１制御要素とし
て使用され、複数動作モードのいずれの１つもフ
リツプ−フロツプに適用されるバイアス信号を調
節することにより得られるという、デイジタル流
体通風装置を開示している。

公知例による間欠的要求酸素装置は、負圧か正
圧かどちらか検知して、吸入期間にわたつて患者
に酸素を供給する。もし、患者が例えば分当り10
呼吸の比で呼吸すべきであつたならば、各呼吸は
平均６秒である。このような患者にとつて、吸入
は呼吸当り６秒のうち約２秒で正常では検知さ
れ、呼気は残りの４秒で正常では検知される。そ
れ故に、先行例装置は吸入の全期間−−この場
合、２秒で酸素を供給しようとした。

アウエルバツハ等によりテストされた現在の装
置では、吸入の全期間で供給される酸素は、流れ
のパターンでうねりを始める傾向がある。今ま
で、このうねりは不必要かつ無駄と考えられてい
る。ある装置では、流量計のように他の流体要素
が患者とそのうねりを落とす酸素供給間に組合わ
されている。

しかしながら、本出願人が臨床的に観察した点
は、呼吸過程において酸素は吸入の初期段階での
み血液に吸収される点である。つまり、酸素が効
果的に肺胞に到達するのは吸入の初期段階であ
る。吸入の後の段階中に適用される酸素は、咽
頭、気管及び気管支のような「死空間」に残つて
いる。これにより、本出願人は、呼吸装置の作動
において、秒当り酸素の大容量を適用し、かつ吸
入期間にわたつて秒当りの通常の量を適用するよ
りも吸入の効果的な初期の段階の間にのみ酸素を
適用することがより有利であることを観察により
実証した。

上記の場合、有効初期段階は約0.25秒続いてよ
い。多くの場合、有効初期段階は約1/4以下で通
常では吸入期間の約1/8である。それ故に、もし、
酸素が秒レート当りの正常量（例えば、秒当り50
c.c.よりむしろ秒当り100c.c.）の２倍で供給された
ならば１／２以上の節約−−多くの場合３／４以上−− が実現される。現在の間欠的酸素要求装置は、こ
の有効初期段階の吸入現象に従つて作動するのは
不可能である。

公知例による呼吸器は、呼吸停止時を検知する
ことを狙う。基本的には、呼吸停止は中央神経系
出力の中止、航空妨害或いはその両者の組合せに
より原因とされる呼吸不順である。この不順は、
急な子供の死の症候群に関係がある。この状態が
慢性肺病を有する患者においてとくに有害である
のは、危険な心臓不整脈が酸素欠乏により生ずる
からである。

呼吸停止時の検出を目的とした公知例装置のう
ち、多く（カールソのアメリカ特許3357428及び
コツクスの同4206754に開示された装置を含む）
は電気的にモニターされる電気信号（流体信号と
対比される）を定期的に発生し、患者が満足に息
を止めたかを決定し、或いはその信号は警告表示
としてアラームを作動させる。

呼吸停止時の検出のために流体信号を使用する
公知例呼吸器は基本的には固定キヤパシタンス装
置を使い、吸入間の時間長さを計り又は制御す
る。このような呼吸器の例は、ステワートのアメ
リカ特許3910270；ピータ等の同3659598及びイズ
マツハの同4141354にみられる。流体信号を使う
呼吸停止時検出器では、固定容量のキヤパシタン
スは不適当であり、それは固定量における流体圧
縮は流体論理回路で時折り使用される低圧力と合
わないからである。その上、公知例の固定容量キ
ヤパシタンスは流体論理装置を通つて放出し、か
つ有効な呼吸停止検出器に望まれるものよりひど
く遅い比でそうである。

上述にかんがみて、本発明の目的は、吸入の初
めに、かつ吸入期間の極く一部である時間に患者
に対し吸気ガスが供給される呼吸装置及びその作
動方法を提供することである。

本発明の利点は、酸素のような吸気ガスの貯め
を可能にする経済的かつ有効な呼吸装置の提供で
ある。

他の目的は、流体的に作動する呼吸停止時検出
器を有する呼吸装置を提供することである。

さらに他の目的は、流体論理要素と相容性のあ
る可変量キヤパシタンスをもつた呼吸停止時検出
器と、急速な排出用手段とを具有する呼吸装置の
提供である。

概 要 呼吸装置は、患者の吸入が呼気かを検知する手
段と、第１又は第２出力ポートのどちらかで吸入
か呼気の期間を示す第１流体信号を発生する第１
発生手段とを含む。第１発生手段の第１出力ポー
トは、排出弁と連動する可変容量キヤパシタンス
装置（例えば、エラストマーバルーン）を含む流
体的に作動する呼吸停止時回路に接がれている。
呼吸停止時回路は、選択的に１つ以上の信号化手
段（例えば、カウンター、アラーム又は心電図モ
ニタ）を作動し、そのとき患者は既定時間内吸入
しない。

第１発生手段の第２出力ポートは流体的に作動
する要求ガス制御回路に接がつている。その各種
実施例では、要求ガス制御回路は第１流体信号に
対応する第２発生手段を含んでおり、既定関係に
より第１流体信号の期間と関連したある期間の有
する第２流体信号を発生する。要求酸素制御回路
は、さらに、第２流体信号に感応する弁手段を含
むソース手段を包有して、第２流体信号の期間と
関連する時間の間患者に対する吸気ガスの適用を
制御する。好ましくは、患者に対する吸気ガスの
適用期間は吸入期間の0.25以下である。

検知手段として層流定比増幅器が使用されて、
吸入及び呼気すべく当初の試みにより生ずる圧力
のような非常に小さい圧力を検知する。

【図面の簡単な説明】

本発明の前記及び他の目的、特性並びに効果
は、添付図面に図示された好適な実施例について
次の詳細な説明から明白となり、図面において参
照符号は各図にわたつて同じ部材を指す。図面は
必らずしも尺度通りでなく、本発明の要旨を説明
するにとなる。第１図は本発明の一実施例による
呼吸装置の概略図である。第２図は、本発明に使
用される適当な検知手段を図示した概略図であ
る。第３Ａ，３Ｂ及び３Ｃ図は、本発明に使用さ
れる適当な第１発生手段のそれぞれ異なる実施例
を図示した概略図である。第４図は本発明の一実
施例による要求制御回路を図示する概略図であ
る。第５Ａ，５Ｂ及び第５Ｃ図は、患者に吸気ガ
スを与える各種方法を図示したグラフである。

図面の詳細な説明 第１図は、呼吸停止発生回路１０と要求ガス制
御回路２０を含む本発明の一実施例による呼吸装
置を図示する。第１図の実施例は、さらに、検知
ライン２４により検知手段２６に接続された鼻カ
ニユーレ或いは鼻フオーク具２２を含んでいる。
例えば、鼻たけにより鼻の封鎖があるとき、鼻フ
オーク具の代りにマスクが使用される。簡単なた
めに、導管、パイプ、溝、他の閉じられた流体導
管のような流体を運ぶ手線は以後、ラインとして
呼ばれる。

検知手段２６は、患者の呼吸システムにおける
圧力流れの方向と期間の検知可能な装置である。
つまり、検知手段２６は、吸込もうとする患者の
意図により生ずる負圧と、吐気により生ずる正圧
とを検出できる。第１図で一般に知られるよう
に、検知手段２６は、検知ライン２４に接続され
た第１制御ポート２８；バイアス制御弁３２に流
体的に接続された第２制御ポート３０；ライン３
８により流体源３６に接続された動力流れポート
３４；及び２つの出力ポート或いは出力脚４０，
４２を含む。

第１図において検知手段２６に接続された図示
流体源２６は、呼吸装置へ空気、酸素又は他の希
望される流体を与えるため小さなポンプ或いは通
常の井戸供給装置でもよい。後述の実施例は複数
の流体源４６（各源は流体源３６と基本的に似て
いる）の１つに接続された流体要素を使用してい
るが、その代りに流体要素は源３６のように単一
源に適当な接ぎ具により接続されてもよい。希望
されるならば、可変絞り或いは圧力調整器のよう
な絞り装置４８がどんな源と１つの流体要素間で
接続されてもよい。

第２図にみられるように、検知手段２６の１実
施例は、複数の流体増幅器を適当に包有する。と
くに、第２図の実施例は、流体増幅器５０，５
２，５４を含む１つの３段増幅網を含む。しかし
ながら、検知手段２６の他の実施例は、望まれる
増幅度に従つて適当数の段を有してもよい。流体
増幅器は、いずれも（それぞれ５０ａ，５２ａ及
び５４ａとして示される）第１制御ポート；第２
制御ポート５０ｂ，５２ｂ及び５４ｂ；動力流れ
ポート５０ｃ，５２ｃ，５４ｃ；第１出力ポート
５０ｄ，５２ｄ，５４ｄ；及び第２出力ポート５
０ｅ，５２ｅ，５４ｅを具有する。

増幅器５０，５２及び５４は次のように３段形
状で接続されている；出力ポート５０ｄはライン
５６により制御ポート５２ａに接続される；出力
ポート５２ｄはライン６０により制御ポート５４
ｃに接続されている；そして、出力ポート５２ｅ
はライン６２により制御ポート５４ａに接続され
ている。各動力流れ入力ポートは１つの流体源に
接続されている：ポート５２ｃ及び５４ｃは源４
６に接続されており、他方ポート５０ｃはライン
３４を介して源３６に接続している。第２図にみ
られるように、制御ポート５０ａは検知ライン２
４に接続されており；制御ポート５０ｂは、実質
的には、検知手段２６の第２制御ポート３０であ
り；出力ポート５４ｄは検知手段２６の出力脚４
０に接続されており；そして、出力ポート５４ｃ
は検知手段２６の出力脚４２に接続している。

第２図における検知手段２６の増幅器５０，５
２及び５４は、各段の増幅において６対１のゲイ
ンになるように接続している。第２図の増幅器５
０，５２及び５４は、流れが無変流となる十分低
い圧力で動作する通常の流体流れ流体増幅器か、
層流流体増幅器かのどちらでもよい。層流流体増
幅器は、高度に敏感であり、典型的なコマンダ式
装置におけるように渦流よりむしろ層流を使う。
この型の層流流体増幅器は、メアリー州コロンビ
アのトリテツク社により手に入る。どちらの場合
でも、検知手段２６は、水約0.5ミリメートルの
負圧で最初の呼気を検知できる。

第１図の呼吸装置は、さらに、第１制御ポート
６６、第２制御ポート６８、第１出力ポート或い
は脚７０、及び第２出力ポート或いは脚７２を含
む第１発生手段６４を包有する。

第３Ａ図は、本発明で使用のため適当な発生手
段の一実施例を詳細に図示している。第３Ａ図の
発生手段６４Ａは、流体増幅器７４とNORゲー
ト７６を包有する。増幅器７４は、第１制御ポー
ト７４ａ；第２制御ポート７４ｂ；動力流れポー
ト７４ｃ；第１出力ポート７４ｄ；そして、第２
出力ポート７４ｅを包有する。第３Ａ図の実施例
において制御ポート７４ａ及び７４ｂは、実質的
には、第１発生手段６４Ａのそれぞれの制御ポー
ト６８及び６６であり；動力流れポート７４ｃは
源４６に接続されており；そして、出力ポート７
４ｅは大気に通じている。NORゲート７６は、
制御ポート７６ａ；動力流れポート７６ｃ；第１
出力ポート７６ｄ；及び第２出力ポート７６ｅを
包有する。第３図から理解されることは、動力流
れ７６ｃは源４６に接続されており、出力ポート
７６ｄ，７６ｅは第１発生手段の出力脚７０，７
２にそれぞれ接続されていることである。NOR
ゲート７６は、出力ポート７４ｄを制御ポート７
６ａに接いでいるライン７８により増幅器７４に
接続されている。

第３Ｂ図は、本発明で使用のため適当な第１発
生手段の第２実施例を図示する。とくに、第３Ｂ
図は、層流定比増幅器７９と層流定比フリツプ−
フロツプ８０とを包有する第１発生手段６４Ｂを
図示する。流体フリツプ−フロツプ８０は、さら
に、２つの層流定比増幅器８１，８２を包有す
る。増幅器７９，８１及び８２の各々は、上記に
言及された増幅器５０，５２，５４及び７４によ
り設定されたアルフアベツトのラベルの付いた入
力ポート、動力流れポート、及び出力ポートを具
有する。同様に、各増幅器はその動力流れ入力が
源４６に接がれている。

フリツプ−フロツプ８０の増幅器８１は、ライ
ン８３，８４により増幅器７９に接続されてお
り、−−ライン８３は制御ポート８１ｂを出力ポ
ート７９ｄに接ぎ、ライン８４は制御ポート８１
ａを出力ポート７９ｅに接ぐ。フリツプ−フロツ
プ８０の増幅器８１，８２はライン８５，８６及
び後述する２つの帰還路により相互接続されてい
る。ライン８５は出力ポート８１ｄを制御ポート
８２ｂに接ぎ、ライン８６は出力ポート８１ｅを
制御ポート８２ａに接ぐ。帰還路８７ａは増幅器
８１の出力ポート８１ｅと入力ポート８１ｂを相
互接続し、帰還路８７ｂは増幅器８１の出力ポー
ト８１ｄと入力ポート８１ａを相互接続する。制
御入力ポート７９ａ，７９ｂは、実質的には、第
１発生手段６４Ｂのそれぞれの制御ポート６８，
６６であり、出力ポート８２ｄ，８２ｅは出力脚
７０，７２のそれぞれに接続している。８８とし
て一般に表示されている各種抵抗は、フリツプ−
フロツプ８０における種々の地点に配置され、帰
還路８７ａ，８７ｂに含んでいる。

第３Ｃ図は、本発明で使用のため同様に適当な
第１発生手段の第３実施例を図示する。とくに、
第３Ｃ図は、定比流体増幅器９０と双安定流体フ
リツプ−フロツプ９２とを包有する第１発生手段
６４ｃを図示する。増幅器９０とフリツプ−フロ
ツプ９２は、上述したアルフアベツトのラベル付
き入力ポート、動力流れポート及び出力ポートを
具有する。フリツプ−フロツプ９２は、ライン９
３，９４により増幅器９０に接続されており、−
−ライン９３は制御ポート９２ｂを出力ポート９
０ｄに接ぎ、ライン９４は制御ポート９２ａを出
力ポート９０ｃに接ぐ。制御ポート９０ａ，９０
ｂは、実質的には、第１発生手段６４ｅのそれぞ
れの制御ポート６８，６６であり、出力ポート９
２ｄ，９２ｃは出力脚７２，７０にそれぞれ接続
されている。増幅器９０の出力ポート９０ｅは幾
何学的に負荷されるので、信号が増幅器９０へ適
用されないときか、信号がその入力ポート９０ｂ
へ適用されるときかのいずれかのときに、流体信
号が発生手段６４ｃの脚７２に生ずる。第３Ｃ図
において手段６４として図示された手段と似た第
１発生手段は、コーニングガラス社により開発さ
れたセンサートリガー（コード192681）である。

第１図は、要求ガス制御回路２０の１実施例を
図示する。要求ガス制御回路２０は、第２発生手
段９６とソース手段９８とを含む。

要求ガス制御回路２０の第２発生手段９６は、
大気に通じる第１出力ポート９６ａ；ライン１０
０を経てソース手段９８に接続される第２出力ポ
ート９６ｂ；源４６に接続された第１入力ポート
９６ｃ；そして、ライン１０４により第１発生手
段６４の出力脚７０に接続された第２入力ポート
９６ｄを包有する。第２発生手段９６は、さら
に、一方では入力ポート９６ｃと垂直に交差する
第１端部１０４ａと、他方では入力ポート９６ｃ
と垂直に交差する第２端部１０４ｂとを具有する
流体閉回路１０４を包有する。端部１０４ａ，１
０４ｂは入力ポート９６ｃとの交差点でリニアー
である。流体路１０４は流体絞り装置１０６及
び／又はキヤパシタンス装置１０８のような１つ
以上のタイミング手段を具有する。第１図の実施
例に示されるように絞り装置１０６は、可変抵抗
であり、キヤパシタンス１０８はエラストマーバ
ルーンのような可変容量である。絞り装置１０６
とキヤパシタンス１０８は異なる値とキヤパシタ
ンスを有する類似の絞り装置或いはキヤパシタン
スと相互交換される。

要求ガス制御回路２０のソース手段９８は、ラ
イン１１４により吸入ガス源１１２に接がれた要
求弁１１０を含む。ライン１１４上で要求弁１１
０と源１１２との間に、調整器１１６と流量計１
１８とが介在する。要求弁１１０は、また、吸入
ガスを鼻フオーク具２２へ供給するために流体輸
送手段或いはライン１２０に接がれている。バイ
パス・スイツチ１２４を有するバイパスライン１
２２はライン１１４，１２０間に接続されて要求
弁１１０を選択的に短絡する。この点について、
要求弁１１０は、移動パート弁或いはダイアフラ
ム弁のような適当なものでよいが、実際には
ALCONシリーズＡのモデル7986の弁が好まし
い。

適当な要求ガス制御回路の第２実施例が第４図
に図示される。この制御回路２０′は第２発生手
段９６′とソース手段９８′を含む。第２発生手段
はライン１００′を経てソース手段９８′に接続さ
れた第１出力ポート９６a′；大気に通じる第２出
力ポート９６b′；源４６に接続される第１入力ポ
ート９６c′；そして、ライン１０２′により第１
発生手段６４の出力脚７０に接がれた第２入力ポ
ート９６d′を包有する。第１図の実施例のよう
に、第２発生装置９６′はそれぞれの端部１０４
a′，１０４b′を有する流体路１０４とタイミング
手段１０６′，１０８′とを含む。

ソース手段９８′は、第１図のように、ライン
１１４′により適当な源１１２′に接がれたダイア
フラム弁１１０′を包有する。要求弁１１０′は、
ライン１００′により第２発生手段９６′に接がれ
た第１入力ポート１１０a′；ライン１１４′に接
がれた第２入力ポート１１０b′；流体輸送手段１
２０に接続された出力ポート１１０b′；そして、
フレキシブルなダイアフラム１１０ｄを具有す
る。第１図の実施例と同様に、第４図の実施例も
また、バイパス・スイツチ１２４′を有するバイ
パスライン１２２′を含む。

第１図或いは第４図の実施例のどちらかでは、
要求ガス制御回路は、さらに、第１図では１６
０、第４図では１６０′としてラベルの付いたカ
ウンターデイプレイ回路を包有する。第１図の回
路１６０は、ライン１６４によりライン１００に
接続された空気カウンタ１６２を含む。第４図の
回路１６０′はライン１６４′により第２発生手段
９６′の第２出力ポート９６b′に接がれた同様の
空気カウンタ１６２′を含む。

回路１６０は、さらに、入力として適用される
流体信号の期間と等しい期間を有する電気信号を
発生させるために適当な２つの圧力電気装置１６
６，１６８を含む。装置１６６はライン１７０上
でライン１２０に接続されており、装置１６６は
リード線１７４によりデイスプレイ装置１７６に
電気的に接続されており；装置１６８はリード線
１７８によりデイスプレイ装置１８０に電気的に
接がつている。デイスプレイ装置１７６，１８０
は、それぞれ、クロツク手段、リセツト手段及び
読出し手段（デイジタル的読出しのような）のよ
うな図示成分を含む。

第１図或いは第４図の実施のどちらかに、発振
器１２６がライン１２０上で患者（鼻フオーク具
２２）とソース手段１１０或いは１１０′間に接
続されてよい。発振器１２６は、ガスの肺への拡
散を増加させる吸入ガス流れ方向の高周波を発生
させるために使用される。発振器１２６は、例え
ば、ロータリーモータ或いはポンプを包有しても
よい。バイパスライン１２７はスイツチ１２８を
伴つて、その両端はライン１２０に接がれ、発振
器１２６の対向側にくる。スイツチ１２８の選択
動作は発振器１２６を効果的に短絡し、吸入ガス
の非発振流れを設ける。

呼吸停止時回路１０は第１発生手段６４の出力
脚７２に流体的に接続され、また排出手段１３０
（きのこ弁のようなもの）；可変キヤパシタンス装
置１３２（例えば、エラストマーバルーン）；デ
ジタル流体装置（例えば、NORゲート）；そし
て、少くとも１つの信号化手段（例えば、空気的
に動作するデジタルカウンタ１３６ａ；アラーム
１３６ｂ；そして、心電図モニタ１３６ｃのいず
れか）を含む。

呼吸停止回路１０の可変キヤパシタンス装置１
３２とNORゲート１３４は、ライン１３８によ
り、第１発生手段６４の出力脚７２に接がる。流
体低抗１４０はライン１３８上で第１発生手段６
４と可変キヤパシタンス装置１３２間に介在す
る。流体路或いはライン１４２は、流体低抗１４
０を回つてライン１３８と平行に接続される。き
のこ排出弁１３０は路１４２上に存在し、流体信
号が発生手段６４の方向からそこに適用されると
き、閉じるように動作する。

NORゲート１３４は、源４６に接がつた第１
入力ポート１３４ａ；ライン１３８に接がつた第
２入力ポート１３４ｂ；大気に通ずる第１出力ポ
ート１３４ｃ；そして、信号化手段に接がつた第
２出力ポート１３４ｄを包有する。この点におい
て、出力ポート１３４ｄはライン１４４により圧
力電気スイツチ１４６に接続され、またライン１
４４，１４８によりカウンタ１３６ａに接続され
る。圧力電気スイツチ１４６は適当なリード線１
４８，１５０によりアラーム手段１３６ｂと心電
図モニタ１３６ｃと電気的に接がる。アラーム手
段１３６ｂは可聴アラーム、視覚アラームのどち
らか或いは両者でもよい。

圧力／電気装置１５２は、ライン１５４によ
り、第１発生装置６４と流体低抗１４０間のライ
ン１３８の一部に空気的に接がつている。圧力電
気装置１５２は、入力として適用された流体信号
の期間に等しい期間を有する電気信号を発生する
型式のものである。圧力電気装置１５２は、リー
ド線１５６によりデイスプレイ装置１５８に電気
的に接がる。デイスプレイ装置１５８は、装置１
７６，１８０について前述した型式のものであ
る。

前述した呼吸装置の動作を説明する前に、注意
すべきことは、酸素は吸入の速い段階の間での
み、おおむね血液に吸収されることを、出願人は
呼吸過程で臨床的に観察していることである。こ
の観察を図示するために、第５Ａ，５Ｂ及び５Ｃ
図が参照される。説明のために、患者が１分当り
10呼吸の割合いで呼吸するとき、各呼吸は約６秒
が平均となる。この例を図示するために、第５Ａ
〜５Ｃ図の各グラフは、０から６まで秒毎に増加
する時間軸を有する。簡単のために、グラフの第
２軸は分当り０から６リツトルまで増分されてお
り、吸気ガスの患者への供給割合いを示してい
る。

第５Ａ図は、患者に吸気ガスを連続して供給す
る装置について図示する。第５Ａ図のグラフはお
おむね水平直線を示し、その線以下の面積は供給
されたガス量に略一致する。図示の６秒の期間で
は、ガス供給は、約0.3リツトル（＝３リツトル／分 ×１分／60秒×６秒）。６秒呼吸のうち約２秒のみが吸 込のために要求されるので、第５Ａ図の連続供給
装置の使用では、相当のロスが生ずる。

もつと節約的で先行技術の間欠的要求装置で
は、吸気の間だけガスを吸気ガスを供給する。こ
のような装置は第５Ｂ図により代表され、２秒
（全吸気の略長さ）続いた略平行直線を示す。第
５Ｂ図において供給されたガスは約0.1リツトル
である。

上述したように、呼吸装置の動作に当つて、吸
入期間にわたつて分当りの通常の容量割合いより
むしろ吸入の効果のある速い段階で分当りの吸気
ガスの大容量を適用するのが最も有利であること
を、出願人は観察していた。それ故に、第５Ｃ図
は、吸入の速い段階で分当り大容量の酸素を与え
るのが好ましいことの出願人の発見を図示してい
る。この効果のある速い段階は吸入期間の約４分
の１以下（通常では約８分の１）。とくに、第５
Ｃ図は、約0.25秒間続く分当り約６リツトルの酸
素流の「Spike」のＳを図示する。それ故に、第
５Ｃ図で供給されるガスは、約0.025リツトル
（＝６リツトル／分×１分／60秒×0.25秒）以下である
。

後述する方法で動作し、上記した構成は、第５Ｃ
図の方法に従つて、患者に酸素のような吸気ガス
の供給を容易にする。

患者が吸込もうとするとき、鼻フオーク具２２
とライン２４で生ずる負圧が検知手段２６により
検知される。前述したように、検知手段２６は水
0.5ミリ・リツトル程小さい負圧を検知できる。
吸入により生ずる負圧を検知する際に、検知手段
２６は出力脚４２で流体信号を発生する。

上記について、かつ第２図に図示された検知手
段２６の実施例に関して、検知ライン２４上の負
圧により、検知手段２６のポート３４に適用され
る動力流れが出力ポート５０ｅに偏向する。その
結果の流体信号はライン５８に沿つて増幅器５２
の制御ポート５２ａに適用される。結果として、
増幅器５２の動力流れの入るポート５２ｃが出力
ポート５２ｄへ偏向し、ライン６０上に信号を発
生する。同様方法により、ライン６０上の信号
は、増幅器５４の制御ポート５４ｃに適用され、
この結果により、流体信号が検知手段２６の出力
脚４２上で発生する。図示実施例のために、検知
手段２６における増幅器の各段は、約６対１のゲ
インを成遂する。

検知手段２６の出力脚４２上の流体信号は、第
１発生手段の制御ポート６８に適用され、そし
て、手段６４の各変形実施例で後述するように、
最後には、第１流体信号が発生する結果となり、
出力ポート７０に適用される。第１流体信号は、
患者の吸入期間と略等しい期間を有する。

第３Ａ図に示した実施例の発生手段６４Ａにお
いて、出力脚４２上の信号は増幅器７４の制御ポ
ート７４ａに適用され、そしてポート７４ｃに適
用された動力流れを出力ポート７４ｄに偏向さ
せ、これにより、ライン７８上に流体信号を発生
する。ライン７８上の流体信号は、NORゲート
７６の制御ポート７６ａに適用され、そして、ポ
ート７６ｃに入る動力流れを出力７６ｄに偏向さ
せ、これにより、出力脚７０に第１流体信号を発
生する。

第３Ｂ図に示した実施例の発生手段６４Ｂにお
いて、出力脚４２の信号は、増幅器７９の制御ポ
ート７９ａに適用されて、入力ポート７９ｃに入
る動力流れを出力ポート７９ｄへ偏向させ、従つ
て、ライン８３に流体信号を発生する。ライン８
３の流体信号は、フリツプ−フロツプ８０、とく
に制御ポート８１ｂにおける増幅器８１に適用さ
れる。ライン８３の流体信号は動力流れの入るポ
ート８１ｃを出力ポート８１ｅ方向に偏向させ、
従つて、ライン８６と帰還ライン８７ａの両方に
流体信号を発生する。ライン８６の信号は増幅器
８２の制御ポート８２ａに適用されて、動力流れ
の入るポート８２ｃを出力ポート８２ｅ方向に偏
向させ、これにより出力脚７０に第１流体信号を
発生する。

第３Ｃ図に示した実施例の発生手段６４ｃにお
いて、増幅器９０の制御ポート９０ａに適用され
る。出力脚４２の信号は幾何学的負荷を克服し、
動力流れの入るポート９０ｃを出力ポート９０ｄ
に偏向させ、これによりライン９３に流体信号を
発生する。ライン９３の信号は双安定フリツプ−
フロツプ９２の制御ポート９２ｂに適用され、そ
して、同じ方法でポート９２ｃへ入る動力流れを
出力ポート９２ｂに偏向させ、出力脚７０に第１
流体信号を発生する。

呼吸装置の吸入相の動作説明は、第１図と第４
図とのそれぞれの要求ガス制御回路２０，２０′
を考慮に入れて分けられる。

第１図の要求ガス制御回路２０に関して、手段
６４により出力脚７０に発生した第１流体信号
は、ライン１０２上の第２発生手段９６に適用さ
れる。第１図から明らかなように、ライン１０２
上に流体信号の不在で、発生手段９６のポート９
６ｃに入る動力流れは、出力ポート９６ａを通つ
て大気に通じる。しかし、第１流体信号がライン
１０２上で第２発生手段９６に適用されるとき、
ポート９６ｃに入る動力流れは、後述する方法に
より一定期間出力ポート９６ｂに偏向する。ライ
ン１０２の第１流体信号を第２発生手段９６のポ
ート９６ｄに適用の際に、ポート９６ｃに入る動
力流れは出力ポート９６ａから出力ポート９６ｂ
に偏向し、ソース手段９８に適用されるライン１
００に第２流体信号を発生する。ライン１０２の
第１流体信号は、また、タイミング手段（例えば
抵抗１０６及びキヤパシタンス装置１０８）を有
する流体路１０４に適用される。タイミング手段
は、閉じたループ流体路１０４をまわる第１流体
信号の通過をある既定時間遅らせる。つまり、大
体の値いが可変抵抗１０６の抵抗のために選ば
れ、まやおおよそ最大の容量のキヤパシタンス装
置１０８が選ばれるので、閉じたループの流体回
路１０４を介して移動する第１流体信号は、その
信号が流体回路１０４の第２端部１０４ｂに到る
前に、ある既定期間遅れる。閉じたループの流体
路１０４を介して移動する第１流体信号が第２端
部１０４ｂに到るとき、ポート９６ｃに入る流体
流れの各側の流体圧力は均衡され、その流体流れ
は、もはやポート９６ｂから偏向するが、その代
りに、ポート９６ａを通つて大気へ再び通じる。

このようにして、第２発生手段９６は、ライン
１００に第２流体信号を発生し、第２流体信号は
出力脚７０からライン１０２に適用される第１流
体信号の期間に関連したある期間を有する。ライ
ン１０２における第１流体信号とライン１００に
おける第２流体信号の期間は、第２発生手段９６
からなるタイミング手段に対し選ばれる値いと寸
法とに依存する既定関係のもとにある。このよう
な値いと寸法は、この実施例のために選ばれるべ
きであり、このようにして、第１流体信号の期
間、つまり吸入期間に対する第２流体信号の期間
の比が0.25以下である。多くの場合において、望
まれるならば、その比は約0.125であればよい。

ソース手段９８の弁手段１１０は、ライン１１
４に沿つて源１１２から吸気ガスの供給を受け
る。弁手段１１０は、ライン１００で受けられる
ような第２流体信号の期間に一致したある期間ラ
イン１２０上で患者にそのガスを与える。故に、
上述した既定関係に従つて、ソース手段９８は吸
入の最初の段階後0.5秒以下の間で患者に吸気ガ
スを供給する。第４図の実施例の要求ガス制御器
２０′に関して、発生手段６４の出力脚７０上の
第１流体信号は、ライン１０２′上で、第１図の
実施例と同様に、第２発生手段９６′に適用され
る。しかしながら、注目すべきことは、このよう
な信号が不在のとき、ポート９６c′に入る動力流
れは大気に通らず、ライン１００′で第２流体信
号として出力ポート９６a′へ走行する。ライン１
０２′の第１流体信号を第２発生手段９６′の入力
ポート９６d′に適用の際に、流体流れの入るポー
ト９６c′は出力ポート９６a′から出力ポート９６
b′に偏向し、そこで第１流体信号に対して要求さ
れる時間と略等しい時間の間大気に通じて、閉じ
たループ流体路１０４′を介して走行し、その後
は、流体流れの両側で流体圧力を均衡させる。

上記の点において、流体路１０４′は第１図実
施例の流体路１０４と似ており、抵抗１０６′及
びキヤパシタンス１０８′のような類似のタイミ
ング手段を含む。第４図の実施例において、タイ
ミング手段の値いと寸法は、ライン１０２′で受
けられる第１流体信号の期間に対してライン１０
０′で適用される第２流体信号の期間との比が
0.75以上であり、場合によつて、0.875以上にな
るように、選ばれる。勿論、第２流体信号は吸入
のあとの部分の期間にのみライン１００′上に適
用されるので、動力流れの入るポート９６c′は吸
入の最初の段階で、かつその後の短い期間中にポ
ート９６b′を経て大気に通じる。

ソース手段９８′の弁手段１１０′は、源１１
２′からライン１１４′へ吸気ガスの供給を受け、
そして、ライン１００′に第２流体信号の不在の
とき、ライン１２０で患者に吸気ガスを供給す
る。この点において、ライン１００′に第２流体
信号の存在が、吸気ガス入力ポート１１０b′に対
抗してダイアフラム１１０d′を負荷させるが、他
方ライン１００′に第２流体信号の不在により、
ライン１１４′上で入力ポート１１０ｂで発生し
た圧力がダイアフラム１１０d′を偏向させ、また
弁手段１１０′を介して、かつ出力ポート１１０
c′の外へ吸気ガスが通過する。それ故に、第４図
の実施例に対し上述した既定のタイミング関係に
従つて、弁手段１１０′が吸入の最初の段階後0.5
秒以下の間に、吸気ガスを患者へ供給する。

各実施例のカウンターデイスプレイ回路１６
０，１６０′は、操作者に或いは従事する医者に、
患者の呼吸活動と要求ガス制御器に関するデータ
を与える。ライン１００に接がつた第１図のカウ
ンタ１６２は、流体信号がライン１００に適用さ
れる毎に増加される。このようにして、カウンタ
１６２は患者により意図された吸入数を作表す
る。第４図のカウンタ１６２′は第２発生手段９
６′の第２出力ポート９６b′に接がつており、同
様に、吸入が意図される毎（手段９６′の出力が
大気に通じる毎）に増加される。

操作者或いは従事する医者は、デイスプレイ装
置１７６，１８０で、ライン１２０で患者に対す
る吸気ガスの供給期間及びライン１０２で流体信
号により表示されるように患者の吸入期間を観察
することができる。この点について、流体信号は
装置１６６，１６８のそれぞれにより電気信号に
変換される。電気信号の期間は装置１７６，１８
０により計時される。装置１７６，１８０は読出
し手段でその期間と一致する数値（好ましくはデ
イジタル値）を表示し、通常の方法によりセツト
される。デイスプレイ装置１７６，１８０は、操
作者或いは従事する医者が第２発生手段９６の例
えば可変抵抗１０６及び／又はキヤパシタンス１
０８のタイミング手段を調節、カリブレートし、
又は選択的に変化させるので、とくに有用であ
る。

第１図と第４図のそれぞれの実施例の要求ガス
制御器２０，２０′に関して、理解されるべきこ
とは、２つの制御器が容易に装着可能であつて、
望まれるならば、吸入期間にわたつて吸気ガスを
供給する。これは、いくつかの方法で行なわれ
る。例えば、絞り装置１０６の値いが、吸入にわ
たつて出力ポート９６ｂで出力が生じる路１０４
で抵抗が最も大きいように、選ばれてもよい。或
いは、他の例として（図示しない）、バイパスラ
インが１つのスイツチを有して、第２発生手段９
６を選択的に短絡してもよい。このようなモード
の動作において、第１と第２流体信号間の既定関
係は、１対１の比か、或いは1/1の一部である。

再び、第１図と第４図とのそれぞれの実施例の
要求ガス制御手段２０，２０′に関して、呼吸装
置は適当なバイパススイツチ（第１図の１２４及
び第４図の１２４′）を閉じることにより連続モ
ードで動作可能である。スイツチ１２４或いは１
２４′の閉成は、吸気ガスがライン１１４，１２
２及び１２０或いは１１４′，１２２′及び１２
０′を経て源１１２或いは１１２′から連続して流
れることを可能にする。

第１図と第４図とに示した要求ガス制御器の両
実施例に関して、流量計１１８（第４図では１１
８′）が弁手段１１０或いは１１０′と源１１２或
いは１１２′間に、又はそれに代つて弁手段１１
０或いは１１０′と鼻フオーク具２２間に接続さ
れるべきである。さもなければ、第５Ｃ図に示し
た「spike」のｓは落ちてしまい、不十分なガス
供給の結果になる。

吸入の間、発生手段６４は出力脚７２の代りに
出力脚７０に第１流体信号を適用するので、呼吸
停止時回路１０は流体信号を受けない。事実、吸
入の間、可変キヤパシタンス装置１３２で回収さ
れる流体は、きのこ呼気弁１３０に急速に排出さ
れるが、これは該弁が流体路１４２に適用される
流体信号により閉じないからである。きのこ排出
弁１３０と連動する装置１３２の可変キヤパシタ
ンスとエラストマー性状物は、可変キヤパシタン
ス装置１３２からの素早い流体放出を容易にす
る。固定容量のキヤパシタンスはこの機能を適当
に実行しない、また流体論理回路で使用される抵
圧力と相容れない。

患者が息を吐き出すとき、正圧が鼻フオーク具
２２で検知ライン２４に発生する。検知手段２６
は正圧を検知し、流体信号をその出力脚４０に発
生する。第２図に示した検知手段２６の実施例に
おいて、手段２６における増幅器５０の制御ポー
ト５０ａに正圧が適用されることにより、ポート
５０ｅに入る動力流れが出力ポート５０ｄへ偏向
し、これによりライン５６に信号が発生する。ラ
イン５６の信号は、増幅器５２の制御ポート５２
ｂに適用され、この増幅器５２はライン６２に信
号を発生し、増幅器５４の制御ポート５４ａに適
用する。この点について詳しく説明していない
が、理解すべきことは、増幅器５２，５４が負圧
動作相に関して上述したように同じ原理に従つて
動作することである。勿論、流体信号は、負圧動
作相で説明したものよりも、反対の入力ポートに
適用され、反対の出力ポートに放出される。

ライン４０の流体信号は第１発生手段６４の制
御ポート６６に適用され、また第３Ａ，３Ｂ及び
３Ｃ図の各種実施例に関して説明した方法によ
り、出力脚７２に第１流体信号を発生する。

第３Ａ図に示した実施例の発生手段６４Ａにお
いて、出力脚４０の流体信号は制御ポート７４ｂ
に適用され、これにより動力流れの入る制御ポー
ト７４ｃが出力ポート７４ｅを経て大気に通ずる
原因となる。それ故に、流体信号はNORゲート
７６に適用するためライン７８に送られない。
NORゲート７６の動力流れの入るポート７６ｃ
は偏向せずのままで、出力脚７２へ放出する。

第３Ｂ図に図示した実施例の発生手段６４Ｂに
おいて、出力脚４０の信号は増幅器７９の制御ポ
ート７９ｂに適用され、また動力流れの入るポー
ト７９ｃを偏向させるので、信号がライン８４に
発生する。ライン８４の信号は、出力脚７２に第
１流体信号を最後に発生するフリツプ−フロツプ
８０に適用される。この点について詳しく説明し
ていないが、なお理解すべきことは、フリツプ−
フロツプ８０からなる増幅器８１，８２が、負圧
動作モードに関して上述した同じ原理に従つて動
作することである。勿論、増幅器８１，８２への
信号は上述したよりも反対の入力ポートに適用さ
れてもよく、また出力信号は反対の出力ポートか
ら放出されてもよい。

第３Ｃ図に示した実施例の発生手段６４ｃにお
いて、出力脚４０の流体信号は増幅器９０の制御
ポート９０ｂに適用されて動力流れの入るポート
９０ｃを出力ポート９０ｅに偏向し、従つてライ
ン９４に信号を発生する。双安定フリツプ−フロ
ツプ９２の信号９４が入る制御ポート９２ａによ
り、動力流れの入るポート９２ｃは出力ポート９
２ｄ方向へ偏向して、出力脚７２に第１流体信号
を発生する。

上述した第１発生手段６４の３つの実施例と対
比して、注目すべきことは、第３Ｂ図の発生手段
６４Ｂは、脚７０から脚７２へ切換えるためにそ
の出力のために呼気動作を要することである。他
方、発生手段６４Ａ，６４Ｃは、吸入の休止の際
には、脚７０から脚７０へその出力を自動的に切
換える。

正圧動作モードにおいて、第１発生手段６４は
出力脚７２に第１流体信号を発生するので、流体
信号は出力脚７０で要求ガス制御回路に適用され
ない。第１図と第４図とに示した要求ガス制御器
の各実施例に関して上記に別々に説明したよう
に、発生手段６４の出力脚７０に流体信号が不在
では、ソース手段９８の抑制が生じる。このよう
にして、呼気の間、患者へは吸気ガスが適用され
ない。

発生手段６４が、検知された正圧に感応して出
力脚７２に第１流体信号を発生するとき、流体信
号はライン１３８により呼吸停止時回路１０に適
用される。その信号は、それが流体抵抗１４０に
出会うまでライン１３８に沿つて走行する。抵抗
１４０はライン１３８に適用される流体信号の路
を封鎖し、これにより、流体信号は流体路１４２
を介して走行する。路１４２を回つて走行する流
体信号は、流体信号をライン１３８に沿つて、ま
た可変キヤパシタンス装置１３２内へ走行させる
きのこ呼気弁１３０を閉じる。流体信号は、発生
手段６４が流体信号を発生している限り、可変キ
ヤパシタンス装置１３２へ連続して適用される。

正常な呼吸において、発生手段６４は、可変キ
ヤパシタンス装置１３２がその最大容量に充たさ
れるまでは、永く、出力脚７２に流体信号の発生
を止める。この点において、想起すべきことは、
発生手段６４は、吸入が検知手段２６により検知
されるとき、出力脚７２に流体信号をもはや放出
しないことである。この場合、患者は満足に呼吸
しており、呼吸停止時はない。

他方、異常呼吸において、患者が吸入できない
とき、発生手段６４は出力脚７２に流体信号を発
生し続ける。従つて、可変キヤパシタンス装置１
３２は、それが最大容量にふくらんで、それをそ
の最大容量に拡長する圧力に至るとき、NORゲ
ート１３４の動力流れの入るポート１３４ａによ
り、出力ポート１３４ｃから出力ポート１３４ｄ
に切換えられる。この方法により、NORゲート
１３４は、単独で或いは組合わせてのどちらかに
より各種信号化手段を動作させるために使用され
るライン１４４上に流体信号を発生する。第１図
に示すように、ライン１４４の流体信号は、中間
ライン１４８を経て、NORゲートがスツチする
毎にインクリメントする空気動作するデイジタル
カウンタ１３６ａに適用される。ライン１４４
は、また、ライン１４４の流体信号をライン１４
８，１５０に電気信号に変換する圧力／電気スイ
ツチ１４６に接がれている。ライン１４８の電気
信号は心電図（ECG）モニタ１３６ｃを作動し、
ライン１４８，１５０の電気信号はアラーム１３
６ｂを作動する。前述したように、アラームは可
視、可聴或いは両者のものでもよい。

エラストマーバルーン或いは他の適当な装置の
各種寸法及び型は可変キヤパシタンス装置１３２
のために選ばれる。その選択の要素として、装置
により行使されるエラストマーの伸長及びその装
置の流体貯め容量の最大値が考量される。例え
ば、患者が20秒間隔内で吸入していないことを表
示する呼吸停止時回路１０を希望するならば、そ
の20秒間NORゲート１３４にスイツチをトリガ
ーさせずに発生手段６４により発生する流体容量
を、収容できるように装置１３２が選ばれる。勿
論、患者が、可変キヤパシタンス装置１３２がそ
の最大容量に達する前に、吸入したならば、きの
こ弁１３０と連動する装置１３２は、上述した方
法により素早く収縮する。

呼吸停止時回路１０のデイスプレイ装置１５８
は操作者或には従事する医者に患者の呼気期間を
計時させることができる。デイスプレイ装置１５
８は、圧力／電気装置１５２と一緒に、上述した
カウンターデイスプレイ回路における類似の成分
とほぼ同じ方法により動作する。

本発明は好適な実施例について説明されたが、
各種の変形例も本発明の要旨から外れない限り、
本発明によつて構成されることを理解すべきであ
る。例えば、カウンタ１６２は、交互にライン１
２０又は１０２と接続されてもよい。

なお、本発明は臨床目的（例えば患者を伴つ
て）に適合した呼吸装置に関して説明されている
が、他の分野にも応用されることが理解される。
例えば、本発明は、航空、地下、下水環境に関し
てガス補給又は呼吸停止の検出のために使用でき
る。