JPH05184677A - 吸気装置 - Google Patents
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- JPH05184677A JPH05184677A JP4188967A JP18896792A JPH05184677A JP H05184677 A JPH05184677 A JP H05184677A JP 4188967 A JP4188967 A JP 4188967A JP 18896792 A JP18896792 A JP 18896792A JP H05184677 A JPH05184677 A JP H05184677A
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-
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 呼気ガス流量によって制御される吸気ガス流
量を有する吸気装置のトリガに起因する難点、特に新生
児の吸気の際のトリガの難点を排除する。 【構成】 本発明による吸気装置は連続的なガス流量が
吸気管および呼気管を通って流れるように制御される。
ガス流量は呼気管においてはガス流量センサによって測
定される。測定信号は吸気管内の弁を制御するために呼
気管内に一定ガス流量が保持されるように利用される。
量を有する吸気装置のトリガに起因する難点、特に新生
児の吸気の際のトリガの難点を排除する。 【構成】 本発明による吸気装置は連続的なガス流量が
吸気管および呼気管を通って流れるように制御される。
ガス流量は呼気管においてはガス流量センサによって測
定される。測定信号は吸気管内の弁を制御するために呼
気管内に一定ガス流量が保持されるように利用される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、人間または動物の気管
に接続するための吸気管および呼気管と、吸気管に設け
られこの吸気管を通るガス流量を調整可能である第１弁
と、呼気管に設けられるかまたは呼気管および吸気管か
ら患者へ導かれる共通の導管に設けられた少なくとも１
つのガス流量センサと、第１弁を操作するための制御装
置とを備え、この制御装置には少なくともガス流量セン
サの出力信号が導かれる吸気装置に関する。
に接続するための吸気管および呼気管と、吸気管に設け
られこの吸気管を通るガス流量を調整可能である第１弁
と、呼気管に設けられるかまたは呼気管および吸気管か
ら患者へ導かれる共通の導管に設けられた少なくとも１
つのガス流量センサと、第１弁を操作するための制御装
置とを備え、この制御装置には少なくともガス流量セン
サの出力信号が導かれる吸気装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の吸気装置は例えばサーボ式送風
機９００Ｃのための訓練ノート（注文番号６９７９０７
４ Ｅ ３１５ Ｅ、１９８３年発行）によって公知で
ある。この送風機においては種々異なった吸気形態が設
定可能である。この吸気形態の１つは連続的な正の気管
圧を有する自発的呼吸（ＣＰＡＰ）である。このＣＰＡ
Ｐは特に新生児に適用される。その場合、例えば患者の
吸入試験の際に呼気管内の圧力が設定可能なレベルを下
回っている場合には、吸気の開始は患者によってトリガ
される。吸気弁が開かれ、呼吸は送風機の引き続いた手
助けなく行われ、つまり患者は特に呼吸周波数と一回呼
吸気量自体とを制御する。同様に或る種のパラメータに
応じて吸気が終了し、呼気が開始される。呼気弁は全時
間に亘って呼気圧を設定可能なＰＥＥＰ値（正の最終呼
気圧）に調整し、それにより連続的な正の呼吸圧が保持
される。
機９００Ｃのための訓練ノート（注文番号６９７９０７
４ Ｅ ３１５ Ｅ、１９８３年発行）によって公知で
ある。この送風機においては種々異なった吸気形態が設
定可能である。この吸気形態の１つは連続的な正の気管
圧を有する自発的呼吸（ＣＰＡＰ）である。このＣＰＡ
Ｐは特に新生児に適用される。その場合、例えば患者の
吸入試験の際に呼気管内の圧力が設定可能なレベルを下
回っている場合には、吸気の開始は患者によってトリガ
される。吸気弁が開かれ、呼吸は送風機の引き続いた手
助けなく行われ、つまり患者は特に呼吸周波数と一回呼
吸気量自体とを制御する。同様に或る種のパラメータに
応じて吸気が終了し、呼気が開始される。呼気弁は全時
間に亘って呼気圧を設定可能なＰＥＥＰ値（正の最終呼
気圧）に調整し、それにより連続的な正の呼吸圧が保持
される。
【０００３】圧力トリガの代わりに、規定のガス流量変
化が生じた際に送風機をトリガすることも同様に既に公
知である。
化が生じた際に送風機をトリガすることも同様に既に公
知である。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】幼児を治療する際、特
に早産児を治療する際、このようなトリガは場合によっ
ては困難である。圧力により制御されるトリガでは、送
風機が新たな吸気相をスタートさせる前に、子供は最初
に一種の負圧を生成しなければならない。この必要な努
力はこの種の患者の治療を困難にしている。このため
に、呼気から吸気へこの公知の吸気装置を切換える際に
擾乱的な遅れが生じるおそれがある。というのは、患者
と吸気装置との間のガス導管内に存在するガス柱が或る
種の慣性を有するからである。従って、呼気相から吸気
相へ切換える際、新鮮な呼吸ガスが吸気管から患者の気
管および肺へ到達するまで、不所望な時間が消費され
る。
に早産児を治療する際、このようなトリガは場合によっ
ては困難である。圧力により制御されるトリガでは、送
風機が新たな吸気相をスタートさせる前に、子供は最初
に一種の負圧を生成しなければならない。この必要な努
力はこの種の患者の治療を困難にしている。このため
に、呼気から吸気へこの公知の吸気装置を切換える際に
擾乱的な遅れが生じるおそれがある。というのは、患者
と吸気装置との間のガス導管内に存在するガス柱が或る
種の慣性を有するからである。従って、呼気相から吸気
相へ切換える際、新鮮な呼吸ガスが吸気管から患者の気
管および肺へ到達するまで、不所望な時間が消費され
る。
【０００５】本発明の課題は、できるだけトリガに起因
する難点が排除されるように、冒頭で述べた種類の吸気
装置を改善することにある。
する難点が排除されるように、冒頭で述べた種類の吸気
装置を改善することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この課題を解決するため
に、本発明は、吸気管内の弁はガス流量センサの出力信
号に応じて、少なくとも呼気管内のガス流量が予め定め
得るレベル以下に低下した際には吸気管を通るガス流量
が高められて呼気管を通るガス流量がレベルに戻される
ように、制御されることを特徴とする。
に、本発明は、吸気管内の弁はガス流量センサの出力信
号に応じて、少なくとも呼気管内のガス流量が予め定め
得るレベル以下に低下した際には吸気管を通るガス流量
が高められて呼気管を通るガス流量がレベルに戻される
ように、制御されることを特徴とする。
【０００７】
【作用効果】従来の吸気装置に比較して、本発明による
吸気装置は、連続的なガス流量が吸気管および呼気管を
通って流れるように制御される。ガス流量は呼気管にお
いてはガス流量センサによって測定される。この値は呼
気管を通る一定のガス流量が実際に保持されるように吸
気弁を制御するために利用される。これによって実際に
もはや吸気と呼気との間がトリガレベルに応じて切換え
られることはない。患者による吸入の間、通常呼気管を
通るガス流量は低下する。このことはこの呼気管内のガ
ス流量センサによって直ちに検出される。この信号に応
じて吸気管内の弁が開口して吸気管を通るガス流量が高
められ、呼気管を通るガス流量は実際上一定レベルに保
持されるようになる。患者の吐出しの間は吸気装置は逆
の動作を行う。
吸気装置は、連続的なガス流量が吸気管および呼気管を
通って流れるように制御される。ガス流量は呼気管にお
いてはガス流量センサによって測定される。この値は呼
気管を通る一定のガス流量が実際に保持されるように吸
気弁を制御するために利用される。これによって実際に
もはや吸気と呼気との間がトリガレベルに応じて切換え
られることはない。患者による吸入の間、通常呼気管を
通るガス流量は低下する。このことはこの呼気管内のガ
ス流量センサによって直ちに検出される。この信号に応
じて吸気管内の弁が開口して吸気管を通るガス流量が高
められ、呼気管を通るガス流量は実際上一定レベルに保
持されるようになる。患者の吐出しの間は吸気装置は逆
の動作を行う。
【０００８】本発明の一実施態様によれば、呼気管内の
ガス流量用の設定可能なレベルは、患者が吸入も吐出し
もしていない間保持されるバイパスガス流量に相当す
る。本発明の有利な実施態様によれば、呼気管内のガス
流量が設定可能なレベル以上に超過した際、吸気弁の開
口は、呼気管内の実際ガス流量と設定可能なレベルとの
差に関係なく、予め定め得る時間関数に基づいて低減さ
せられる。それによって例えば呼気の間、吸気管内のガ
ス流量を公知の関数に基づいて減らすかまたは一定に保
持することが可能となる。吸気管内のガス流量および呼
気管内のガス流量を測定することにより、呼気の全容積
を簡単に検出することができる。というのは、吸気管内
のガス流量の変動は実際上発生しないからである。
ガス流量用の設定可能なレベルは、患者が吸入も吐出し
もしていない間保持されるバイパスガス流量に相当す
る。本発明の有利な実施態様によれば、呼気管内のガス
流量が設定可能なレベル以上に超過した際、吸気弁の開
口は、呼気管内の実際ガス流量と設定可能なレベルとの
差に関係なく、予め定め得る時間関数に基づいて低減さ
せられる。それによって例えば呼気の間、吸気管内のガ
ス流量を公知の関数に基づいて減らすかまたは一定に保
持することが可能となる。吸気管内のガス流量および呼
気管内のガス流量を測定することにより、呼気の全容積
を簡単に検出することができる。というのは、吸気管内
のガス流量の変動は実際上発生しないからである。
【０００９】呼気ガス流量に応じて吸気ガス流量を簡単
に制御することは、本発明によれば、負帰還を有する調
節器が設けられ、この調節器には実際値として設定可能
なレベルに相当する基準信号が供給され、目標値として
ガス流量センサの出力信号が供給されることによって達
成される。この調節器の出力信号は吸気弁を制御するた
めに直接使用され得る。しかしながら、吸気弁の制御
は、第１調節器の出力信号が基準信号または目標値とし
て供給される第２調節器によって有利に行うことができ
る。本発明の実施態様によれば、調節器としてＩ調節器
が設けられる。これによって、呼気側での短時間の流量
変動は調節に殆ど影響せず、それにより調節器のオーバ
ーシュートは良好に阻止され得る。
に制御することは、本発明によれば、負帰還を有する調
節器が設けられ、この調節器には実際値として設定可能
なレベルに相当する基準信号が供給され、目標値として
ガス流量センサの出力信号が供給されることによって達
成される。この調節器の出力信号は吸気弁を制御するた
めに直接使用され得る。しかしながら、吸気弁の制御
は、第１調節器の出力信号が基準信号または目標値とし
て供給される第２調節器によって有利に行うことができ
る。本発明の実施態様によれば、調節器としてＩ調節器
が設けられる。これによって、呼気側での短時間の流量
変動は調節に殆ど影響せず、それにより調節器のオーバ
ーシュートは良好に阻止され得る。
【００１０】
【実施例】次に本発明の実施例を図面に基づいて詳細に
説明する。
説明する。
【００１１】図１には機械的・空気圧的部材を備えた吸
気装置１が示されている。呼吸ガスは導管２を介して貯
蔵容器（例えばベローズ）３内に到達する。この貯蔵容
器３から呼吸ガスは吸気管４を介して図示されていない
患者に接続された導管５に送給される。この導管５は他
方では呼気管６に接続されている。管内の矢印はガス流
の方向を示している。吸気管４は弁７とガス流量センサ
８とを備えている。呼気管６は同様に弁９とガス流量セ
ンサ１０とを備えている。さらに、各管には同様にここ
には図示されていない圧力センサが接続され得る。ガス
流量センサまたは圧力センサの信号はここには図示され
ていない制御装置に導かれ、この制御装置はこれらの信
号に応じて、設定された吸気形態に応じて、および予め
定められた周辺条件に応じて弁７もしくは弁９を制御す
る。さらに導管５内にガス流量センサ１１が鎖線で図示
されており、このガス流量センサ１１の信号は同様に制
御装置に導かれる。
気装置１が示されている。呼吸ガスは導管２を介して貯
蔵容器（例えばベローズ）３内に到達する。この貯蔵容
器３から呼吸ガスは吸気管４を介して図示されていない
患者に接続された導管５に送給される。この導管５は他
方では呼気管６に接続されている。管内の矢印はガス流
の方向を示している。吸気管４は弁７とガス流量センサ
８とを備えている。呼気管６は同様に弁９とガス流量セ
ンサ１０とを備えている。さらに、各管には同様にここ
には図示されていない圧力センサが接続され得る。ガス
流量センサまたは圧力センサの信号はここには図示され
ていない制御装置に導かれ、この制御装置はこれらの信
号に応じて、設定された吸気形態に応じて、および予め
定められた周辺条件に応じて弁７もしくは弁９を制御す
る。さらに導管５内にガス流量センサ１１が鎖線で図示
されており、このガス流量センサ１１の信号は同様に制
御装置に導かれる。
【００１２】図２には本発明による吸気装置の原理が簡
単なブロック回路図にて示されている。端子２０には呼
気管内のガス流量ΦE に相当する信号が印加される。端
子２１には呼気管内の所望のガス流量ΦERefの設定レベ
ルに相当する基準信号が印加される。差動増幅器２２に
おいて両信号の差つまり設定流量からの実際流量の偏差
が形成され、必要に応じて同様にさらに増幅される。こ
の差信号は次の積分器２３へ導かれ、その出力信号はダ
イオード２４を介して別の増幅器２５へ導かれる。増幅
器２５にはさらに基準信号が与えられる。この増幅器２
５の出力端２６には、吸気管内の弁を制御するために使
用される信号ΦIRefが出現する。
単なブロック回路図にて示されている。端子２０には呼
気管内のガス流量ΦE に相当する信号が印加される。端
子２１には呼気管内の所望のガス流量ΦERefの設定レベ
ルに相当する基準信号が印加される。差動増幅器２２に
おいて両信号の差つまり設定流量からの実際流量の偏差
が形成され、必要に応じて同様にさらに増幅される。こ
の差信号は次の積分器２３へ導かれ、その出力信号はダ
イオード２４を介して別の増幅器２５へ導かれる。増幅
器２５にはさらに基準信号が与えられる。この増幅器２
５の出力端２６には、吸気管内の弁を制御するために使
用される信号ΦIRefが出現する。
【００１３】この回路の動作態様は次の通りである。先
ず、実際流量ΦE が設定レベル上に位置すると仮定する
と、差、従って増幅器２２の出力信号は零になる。同様
に積分器２３は出力信号を発信しない。増幅器２５に印
加される唯一の入力信号は従って基準信号であり、この
基準信号は増幅後に吸気管内の弁７を制御するために使
用されてこの弁を通る流量を一定に保持する。今、例え
ば患者の吸入試験によってΦE がΦERefに対して低下し
たと仮定すると、差は増幅されて積分され、積分値が正
である間ダイオード２４を介して増幅器２５へ与えら
れ、そこで基準信号に加算される。出力信号ΦIRefは従
って呼気管を通る実際流量に応じて固定レベルに対して
相対的に変化する。この変化により、患者から出るガス
排出量を補償しかつ呼気側のガス流量を再び予め定めら
れたレベルに持ち上げるために、吸気側のガス流量が高
められる。
ず、実際流量ΦE が設定レベル上に位置すると仮定する
と、差、従って増幅器２２の出力信号は零になる。同様
に積分器２３は出力信号を発信しない。増幅器２５に印
加される唯一の入力信号は従って基準信号であり、この
基準信号は増幅後に吸気管内の弁７を制御するために使
用されてこの弁を通る流量を一定に保持する。今、例え
ば患者の吸入試験によってΦE がΦERefに対して低下し
たと仮定すると、差は増幅されて積分され、積分値が正
である間ダイオード２４を介して増幅器２５へ与えら
れ、そこで基準信号に加算される。出力信号ΦIRefは従
って呼気管を通る実際流量に応じて固定レベルに対して
相対的に変化する。この変化により、患者から出るガス
排出量を補償しかつ呼気側のガス流量を再び予め定めら
れたレベルに持ち上げるために、吸気側のガス流量が高
められる。
【００１４】本発明の枠内で図２におけるダイオード２
４を省略し、従って吸気側ガス流量を両方向において呼
気側ガス流量に追従させることも勿論可能である。この
ことにより、呼気管内のガス流量が低下すると吸気管を
通るガス流量が高められ、そして逆も行われる。ダイオ
ード２４によって吸気流量の再調整は実際上吸気相、即
ち患者の吸入努力によって呼気管内のガス流量を設定レ
ベル以下に低下させたい相に制限される。呼気相の期間
中、吸気ガス流量に関する突発的な変動に従わない規定
値が得られ、それによって呼気の全容積の検出が簡単に
なる。
４を省略し、従って吸気側ガス流量を両方向において呼
気側ガス流量に追従させることも勿論可能である。この
ことにより、呼気管内のガス流量が低下すると吸気管を
通るガス流量が高められ、そして逆も行われる。ダイオ
ード２４によって吸気流量の再調整は実際上吸気相、即
ち患者の吸入努力によって呼気管内のガス流量を設定レ
ベル以下に低下させたい相に制限される。呼気相の期間
中、吸気ガス流量に関する突発的な変動に従わない規定
値が得られ、それによって呼気の全容積の検出が簡単に
なる。
【００１５】図３には吸気管内の弁７に対する制御信号
を作成するための回路例が図２に対応して示されてい
る。実際流量ΦE に相当する信号は端子２０を介して第
１増幅器３０へ与えられる。同様に基準信号が端子２１
を介して増幅器３１へ与えられる。両増幅器は信号選別
を行うために使用される。点３２にこれらの両増幅器の
出力が集められ、それゆえそこに両増幅器の出力信号の
差に相当する信号が出現する。極性および増幅率は、実
際流量が設定流量に一致する場合に差が零となるように
選定されている。点３２の信号は増幅器３３へ導かれ
る。この増幅器３３は図２の増幅器２２とほぼ一致して
いる。この増幅器の帰還路には抵抗にダイオード３４が
並列接続されている。このダイオードは、増幅器３３へ
の入力電圧が負の際にダイオードを阻止して増幅が設定
された抵抗に応じて行われるように作用する。出力端に
は入力に比較して反転されて増幅された信号が出現す
る。それに対して入力信号が正である場合には、ダイオ
ード２４は導通し、増幅器３３の出力端には入力信号の
大きさに関係なく例えば−０．６ボルトの一定の出力信
号が出現する。
を作成するための回路例が図２に対応して示されてい
る。実際流量ΦE に相当する信号は端子２０を介して第
１増幅器３０へ与えられる。同様に基準信号が端子２１
を介して増幅器３１へ与えられる。両増幅器は信号選別
を行うために使用される。点３２にこれらの両増幅器の
出力が集められ、それゆえそこに両増幅器の出力信号の
差に相当する信号が出現する。極性および増幅率は、実
際流量が設定流量に一致する場合に差が零となるように
選定されている。点３２の信号は増幅器３３へ導かれ
る。この増幅器３３は図２の増幅器２２とほぼ一致して
いる。この増幅器の帰還路には抵抗にダイオード３４が
並列接続されている。このダイオードは、増幅器３３へ
の入力電圧が負の際にダイオードを阻止して増幅が設定
された抵抗に応じて行われるように作用する。出力端に
は入力に比較して反転されて増幅された信号が出現す
る。それに対して入力信号が正である場合には、ダイオ
ード２４は導通し、増幅器３３の出力端には入力信号の
大きさに関係なく例えば−０．６ボルトの一定の出力信
号が出現する。
【００１６】増幅器３３の出力信号は積分器３５へ導か
れる。この積分器３５は原理的に図２の積分器２３に相
当する。この積分器３５の帰還路においてはコンデンサ
３６はダイオード３７に直列接続されている。もう一つ
のダイオード３８がコンデンサ３６に対して並列接続さ
れている。積分器３５の入力信号が正である間、ダイオ
ード３８は阻止され、コンデンサ３６は充電される。入
力端に負電圧−０．６ボルトが与えられると、コンデン
サはこの一定電圧によって放電されるが、ダイオード３
８がその場合には導通するので逆方向には充電されな
い。
れる。この積分器３５は原理的に図２の積分器２３に相
当する。この積分器３５の帰還路においてはコンデンサ
３６はダイオード３７に直列接続されている。もう一つ
のダイオード３８がコンデンサ３６に対して並列接続さ
れている。積分器３５の入力信号が正である間、ダイオ
ード３８は阻止され、コンデンサ３６は充電される。入
力端に負電圧−０．６ボルトが与えられると、コンデン
サはこの一定電圧によって放電されるが、ダイオード３
８がその場合には導通するので逆方向には充電されな
い。
【００１７】積分器３５の出力電圧は別の増幅器３９へ
導かれ、この増幅器３９には同時に増幅器３１から到来
する基準信号が導かれる。この増幅器３９の入力端には
従って増幅器３１を介して増幅された基準信号と積分器
３５の出力信号との和が出現する。この和は増幅器３９
による増幅の後に端子２６において吸気管内の弁を開口
するための基準信号ΦIRefとなる。
導かれ、この増幅器３９には同時に増幅器３１から到来
する基準信号が導かれる。この増幅器３９の入力端には
従って増幅器３１を介して増幅された基準信号と積分器
３５の出力信号との和が出現する。この和は増幅器３９
による増幅の後に端子２６において吸気管内の弁を開口
するための基準信号ΦIRefとなる。
【００１８】既に説明したように、ダイオード３４、３
７、３８は省略することができ、両方向つまり負方向お
よび正方向における呼気管内のガス流量の変化は吸気ガ
ス流量の変化によって相応して補償することができる。
さらに本発明の枠内では、積分制御の他に比例制御のよ
うな他の制御を加えるかまたは積分制御を比例制御によ
って置換することも可能である。
７、３８は省略することができ、両方向つまり負方向お
よび正方向における呼気管内のガス流量の変化は吸気ガ
ス流量の変化によって相応して補償することができる。
さらに本発明の枠内では、積分制御の他に比例制御のよ
うな他の制御を加えるかまたは積分制御を比例制御によ
って置換することも可能である。
【００１９】図４の（Ａ）および（Ｂ）には呼気管内ガ
ス流量および吸気管内ガス流量が時間に対して描かれて
いる。時間軸は３つの区間Ａ、Ｂ、Ｃに分割されてい
る。
ス流量および吸気管内ガス流量が時間に対して描かれて
いる。時間軸は３つの区間Ａ、Ｂ、Ｃに分割されてい
る。
【００２０】図４（Ａ）において区間Ａでは患者ガス流
量は零、つまり患者は吸入することも吐き出すこともし
ていないと仮定する。この場合には呼気ガス流量ΦE は
吸気ガス流量ΦI に等しく一定である。区間Ｂでは患者
ガス流量は負、つまり患者は吸入している。図４（Ａ）
の下側に鎖線で示されているように、吸気ガス流量が変
化せずに一定に保持され続けると仮定すると、呼気ガス
流量は負の患者ガス流量に応じて低下する。このことは
同様に鎖線で示されている。区間Ｃでは患者ガス流量は
正で、つまり患者は吐き出していると仮定する。さらに
吸気ガス流量は一定に保持されているという前提の下で
は、今や呼気ガス流量は同様に増大する。
量は零、つまり患者は吸入することも吐き出すこともし
ていないと仮定する。この場合には呼気ガス流量ΦE は
吸気ガス流量ΦI に等しく一定である。区間Ｂでは患者
ガス流量は負、つまり患者は吸入している。図４（Ａ）
の下側に鎖線で示されているように、吸気ガス流量が変
化せずに一定に保持され続けると仮定すると、呼気ガス
流量は負の患者ガス流量に応じて低下する。このことは
同様に鎖線で示されている。区間Ｃでは患者ガス流量は
正で、つまり患者は吐き出していると仮定する。さらに
吸気ガス流量は一定に保持されているという前提の下で
は、今や呼気ガス流量は同様に増大する。
【００２１】図４（Ｂ）には本発明による吸気装置に関
するガス流量が示されている。区間Ａでは図４（Ａ）に
比較して何も変化しない。区間Ｂではそれに対して呼気
ガス流量は一定に保たれ続ける。というのは、この一定
レベルから最初に変動すると吸気ガス流量が補償のため
に同様に高くなるからである。正の患者ガス流量を有す
る区間Ｃでは本発明の優れた実施例によれば呼気ガス流
量は増大し、吸気ガス流量は一定に保持される。しかし
ながら、この領域には、制御をこのようなケースに対し
ても行って呼気ガス流量を一定に保持することが可能で
あることが鎖線で示されている。
するガス流量が示されている。区間Ａでは図４（Ａ）に
比較して何も変化しない。区間Ｂではそれに対して呼気
ガス流量は一定に保たれ続ける。というのは、この一定
レベルから最初に変動すると吸気ガス流量が補償のため
に同様に高くなるからである。正の患者ガス流量を有す
る区間Ｃでは本発明の優れた実施例によれば呼気ガス流
量は増大し、吸気ガス流量は一定に保持される。しかし
ながら、この領域には、制御をこのようなケースに対し
ても行って呼気ガス流量を一定に保持することが可能で
あることが鎖線で示されている。
【００２２】図４（Ａ）および図４（Ｂ）はガス流量の
時間的変化だけを概略的に示している。次の図５には例
えば呼気ガス流量の変化および吸気ガス流量の変化がど
のように実際上推移し得るのかが示されている。
時間的変化だけを概略的に示している。次の図５には例
えば呼気ガス流量の変化および吸気ガス流量の変化がど
のように実際上推移し得るのかが示されている。
【００２３】最初に一定のガス流量が与えられている、
つまり患者は吸入も吐き出しもしていないと仮定する。
点Ａで患者は吸入し始める。これにより本発明による制
御に応じて最初に呼気ガス流量の短い低下が生じ、吸気
ガス流量がそれに起因して増大させられる。点Ｂで呼気
ガス流量は再び予め定められた一定レベルに達する。こ
の時点から今や多すぎる吸気ガス流量は予め定められた
時間関数に基づいてこの例では直線状に低下し、一方呼
気ガス流量は最初にさらに増大しその後はしかしながら
予め定められたレベルに戻っていく。
つまり患者は吸入も吐き出しもしていないと仮定する。
点Ａで患者は吸入し始める。これにより本発明による制
御に応じて最初に呼気ガス流量の短い低下が生じ、吸気
ガス流量がそれに起因して増大させられる。点Ｂで呼気
ガス流量は再び予め定められた一定レベルに達する。こ
の時点から今や多すぎる吸気ガス流量は予め定められた
時間関数に基づいてこの例では直線状に低下し、一方呼
気ガス流量は最初にさらに増大しその後はしかしながら
予め定められたレベルに戻っていく。
【００２４】患者の呼吸容積は両ガス流量の差の積分に
よって決定することができる。
よって決定することができる。
【００２５】本発明の枠内では、吸気管内の弁を、呼気
管を通るガス流量によるのではなく、患者ガス流量によ
って制御することも可能である。患者カス流量が負、つ
まり患者が吸入をしている場合、吸気弁は相応して開か
れる。患者ガス流量が正である場合、吸気弁の開口は一
定に保たれ続けるかまたは予め定め得る時間関数に応じ
て変化するかまたは患者ガス流量に応じて変化する。患
者ガス流量は図１の共通ガス導管５内のガス流量センサ
によって求められる。
管を通るガス流量によるのではなく、患者ガス流量によ
って制御することも可能である。患者カス流量が負、つ
まり患者が吸入をしている場合、吸気弁は相応して開か
れる。患者ガス流量が正である場合、吸気弁の開口は一
定に保たれ続けるかまたは予め定め得る時間関数に応じ
て変化するかまたは患者ガス流量に応じて変化する。患
者ガス流量は図１の共通ガス導管５内のガス流量センサ
によって求められる。
【図１】送風機の原理的な機械構成を示す構成図。
【図２】吸気ガス流量を本発明により制御するためのブ
ロック回路図。
ロック回路図。
【図３】図２のブロック回路図に相当する回路の実施例
を示す概略図。
を示す概略図。
【図４】呼気管および吸気管を通るガス流量の時間的変
化を示す特性図で、（Ａ）および（Ｂ）はそれぞれ異な
る特性図。
化を示す特性図で、（Ａ）および（Ｂ）はそれぞれ異な
る特性図。
【図５】呼気管および吸気管を通るガス流量の時間的変
化を示す特性図。
化を示す特性図。
１ 吸気装置 ２、５ 導管 ３ 貯蔵容器 ４ 吸気管 ６ 呼気管 ７、９ 弁 ８、１０、１１ ガス流量センサ ２０、２１ 端子 ２２ 差動増幅器 ２３、３５ 積分器 ２４、３４、３７、３８ ダイオード ２５、３０、３１、３３、３９ 増幅器 ２６ 出力端 ３６ コンデンサ
Claims (10)
- 【請求項１】 人間または動物の気管に接続するための
吸気管（４）および呼気管（６）と、吸気管（４）に設
けられこの吸気管（４）を通るガス流量を調整可能であ
る第１弁（７）と、呼気管（６）に設けられるかまたは
この呼気管（６）および吸気管（４）から患者へ導かれ
る共通の導管に設けられた少なくとも１つのガス流量セ
ンサ（１０；１１）と、第１弁（７）を操作するための
制御装置とを備え、この制御装置には少なくともガス流
量センサ（１０；１１）の出力信号が導かれる吸気装置
において、吸気管（４）内の弁（７）はガス流量センサ
（１０；１１）の出力信号に応じて、少なくとも呼気管
（６）内のガス流量が予め定め得るレベル以下に低下し
た際には吸気管（４）を通るガス流量が高められて呼気
管（６）を通るガス流量がレベルに戻されるように、制
御されることを特徴とする吸気装置。 - 【請求項２】 予め定め得るレベルはバイパスガス流量
に相当することを特徴とする請求項１記載の吸気装置。 - 【請求項３】 呼気管（６）内のガス流量が前記レベル
以上に超過した際、第１弁（７）の開口は、呼気管
（６）内の実際ガス流量とレベルとの差に関係なく、予
め定め得る時間関数に基づいて低減させられることを特
徴とする請求項１または２記載の吸気装置。 - 【請求項４】 制御装置は負帰還を有する調節器を含
み、この調節器にはレベルに相当する基準信号とガス流
量センサ（１０；１１）の出力信号とが導かれ、調節器
は両信号間の差に応じて吸気弁（７）を制御するための
信号を発生することを特徴とする請求項１ないし３の１
つに記載の吸気装置。 - 【請求項５】 調節器としてＩ調節器が設けられること
を特徴とする請求項４記載の吸気装置。 - 【請求項６】 差の１つの極性においてはＩ調節器の出
力信号は予め定め得る時間関数に基づいて差の大きさに
関係なく変わることを特徴とする請求項４または５記載
の吸気装置。 - 【請求項７】 入力端に基準信号とガス流量センサの出
力信号との差が印加されるように基準信号とガス流量セ
ンサの出力信号とが導かれる第１増幅器（２２；２３）
と、入力端に第１増幅器の出力信号が導かれる積分器
（２３；３５）と、入力端に積分器の出力信号と基準信
号との和が印加されるように積分器の出力信号と基準信
号とが導かれる第２増幅器（２５；３９）とを備え、第
２増幅器の出力信号は吸気管（４）内の弁（７）を制御
するために使用されることを特徴とする請求項１ないし
６の１つに記載の吸気装置。 - 【請求項８】 第１弁（７）は負帰還を有する調節回路
によって吸気管（４）内の別のガス流量センサ（８）の
出力信号と吸気管（４）を通る所望のガス流量に相当す
る別の基準信号との差が零になるように制御され、別の
基準信号として第２増幅器（２５；３９）の出力信号が
使用されることを特徴とする請求項７記載の吸気装置。 - 【請求項９】 積分器と第２増幅器との間にダイオード
が接続されていることを特徴とする請求項７または８記
載の吸気装置。 - 【請求項１０】 第１増幅器（３３）として帰還路に抵
抗を有する演算増幅器が設けられ、この抵抗にダイオー
ド（３４）が並列接続されていることを特徴とする請求
項７ないし９の１つに記載の吸気装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP91110801A EP0520082A1 (de) | 1991-06-28 | 1991-06-28 | Beatmungsgerät mit vom Exspirationsgasfluss gesteuertem Inspirationsgasfluss |
| AT91110801.7 | 1991-06-28 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05184677A true JPH05184677A (ja) | 1993-07-27 |
Family
ID=8206882
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4188967A Withdrawn JPH05184677A (ja) | 1991-06-28 | 1992-06-24 | 吸気装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5323772A (ja) |
| EP (1) | EP0520082A1 (ja) |
| JP (1) | JPH05184677A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002035163A (ja) * | 2000-07-19 | 2002-02-05 | Ace:Kk | 呼吸式運動装置 |
| JP2009511221A (ja) * | 2005-10-21 | 2009-03-19 | レスメド・リミテッド | Ｃｐａｐシステムの流量及び圧力推定を向上させる方法並びに装置 |
Families Citing this family (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9302291D0 (en) * | 1993-02-05 | 1993-03-24 | Univ Manitoba | Method for improved control of airway pressure during mechanical ventilation |
| US5479920A (en) * | 1994-03-01 | 1996-01-02 | Vortran Medical Technology, Inc. | Breath actuated medicinal aerosol delivery apparatus |
| US5937855A (en) * | 1995-04-21 | 1999-08-17 | Respironics, Inc. | Flow regulating valve in a breathing gas delivery system |
| DE19516536C2 (de) * | 1995-05-05 | 1998-02-12 | Draegerwerk Ag | Beatmungsgerät |
| SE9504120D0 (sv) * | 1995-11-16 | 1995-11-16 | Siemens Elema Ab | Ventilator for respiratory treatment |
| US6158432A (en) | 1995-12-08 | 2000-12-12 | Cardiopulmonary Corporation | Ventilator control system and method |
| US6463930B2 (en) * | 1995-12-08 | 2002-10-15 | James W. Biondi | System for automatically weaning a patient from a ventilator, and method thereof |
| US5918597A (en) * | 1998-01-15 | 1999-07-06 | Nellcor Puritan Bennett | Peep control in a piston ventilator |
| SE9902709D0 (sv) * | 1999-07-15 | 1999-07-15 | Siemens Elema Ab | Förfarande för styrning av en exspirationsventil i en ventilator |
| US6192883B1 (en) | 1999-08-03 | 2001-02-27 | Richard L. Miller, Jr. | Oxygen flow control system and method |
| US6584977B1 (en) | 2000-04-06 | 2003-07-01 | Respironics, Inc. | Combined patient interface and exhaust assembly |
| US6439229B1 (en) | 2000-08-08 | 2002-08-27 | Newport Medical Instruments, Inc. | Pressure support ventilation control system and method |
| US6892729B2 (en) | 2001-11-20 | 2005-05-17 | Fisher & Paykel Healthcare Limited | Patient interfaces |
| US6976488B2 (en) * | 2002-10-30 | 2005-12-20 | Allegiance Corporation | Medication bypass heat and moisture exchange unit |
| SE0300734D0 (sv) * | 2003-03-18 | 2003-03-18 | Siemens Elema Ab | Metod för bestämning av ett aspirationsflöde och en aspirationstid samt en anordning för aspiration av en dödvolym |
| JP4884390B2 (ja) | 2004-09-03 | 2012-02-29 | レスメド・リミテッド | サーボ式人工呼吸器の目標換気量の調節 |
| EP2320790B1 (en) | 2008-06-06 | 2017-10-04 | Covidien LP | Systems for determining patient effort and/or respiratory parameters in a ventilation system |
| US8302602B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-11-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Breathing assistance system with multiple pressure sensors |
| US8783250B2 (en) | 2011-02-27 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Methods and systems for transitory ventilation support |
| US8714154B2 (en) | 2011-03-30 | 2014-05-06 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic adjustment of ventilator settings |
| US9364624B2 (en) | 2011-12-07 | 2016-06-14 | Covidien Lp | Methods and systems for adaptive base flow |
| US9498589B2 (en) | 2011-12-31 | 2016-11-22 | Covidien Lp | Methods and systems for adaptive base flow and leak compensation |
| US9022031B2 (en) | 2012-01-31 | 2015-05-05 | Covidien Lp | Using estimated carinal pressure for feedback control of carinal pressure during ventilation |
| US8844526B2 (en) | 2012-03-30 | 2014-09-30 | Covidien Lp | Methods and systems for triggering with unknown base flow |
| US10362967B2 (en) | 2012-07-09 | 2019-07-30 | Covidien Lp | Systems and methods for missed breath detection and indication |
| US9289573B2 (en) | 2012-12-28 | 2016-03-22 | Covidien Lp | Ventilator pressure oscillation filter |
| US9492629B2 (en) | 2013-02-14 | 2016-11-15 | Covidien Lp | Methods and systems for ventilation with unknown exhalation flow and exhalation pressure |
| US9981096B2 (en) | 2013-03-13 | 2018-05-29 | Covidien Lp | Methods and systems for triggering with unknown inspiratory flow |
| US9808591B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-11-07 | Covidien Lp | Methods and systems for breath delivery synchronization |
| US9950129B2 (en) | 2014-10-27 | 2018-04-24 | Covidien Lp | Ventilation triggering using change-point detection |
| US9925346B2 (en) | 2015-01-20 | 2018-03-27 | Covidien Lp | Systems and methods for ventilation with unknown exhalation flow |
| WO2019161065A1 (en) | 2018-02-16 | 2019-08-22 | University Of Louisville Research Foundation, Inc. | Respiratory training and airway pressure monitoring device |
| CA3099804A1 (en) | 2018-05-14 | 2019-11-21 | Covidien Lp | Systems and methods for respiratory effort detection utilizing signal distortion |
| US11752287B2 (en) | 2018-10-03 | 2023-09-12 | Covidien Lp | Systems and methods for automatic cycling or cycling detection |
| US11324954B2 (en) | 2019-06-28 | 2022-05-10 | Covidien Lp | Achieving smooth breathing by modified bilateral phrenic nerve pacing |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3741208A (en) * | 1971-02-23 | 1973-06-26 | B Jonsson | Lung ventilator |
| US3840006A (en) * | 1973-04-26 | 1974-10-08 | Department Of Health Education | Respirator |
| US4323064A (en) * | 1976-10-26 | 1982-04-06 | Puritan-Bennett Corporation | Volume ventilator |
| JPS55166163A (en) * | 1979-06-13 | 1980-12-25 | Citizen Watch Co Ltd | Controller for anesthetic gas |
| FR2472937A1 (fr) * | 1980-01-04 | 1981-07-10 | Synthelabo | Dispositif de commande pour respirateur artificiel |
| US4340044A (en) * | 1980-03-20 | 1982-07-20 | Berkshire Research Partners | Volume ventilator |
| SE434799B (sv) * | 1980-06-18 | 1984-08-20 | Gambro Engstrom Ab | Sett och anordning for styrning av en lungventilator |
| GB8305117D0 (en) * | 1983-02-24 | 1983-03-30 | Penlon Ltd | Gas mixing and flow smoothing apparatus |
| EP0256171A1 (en) * | 1986-08-20 | 1988-02-24 | N.V. W.A. Hoek's Machine- en Zuurstoffabriek | Apparatus for measuring and delivering predetermined quantities of a compressible medium |
| US4838257A (en) * | 1987-07-17 | 1989-06-13 | Hatch Guy M | Ventilator |
| JPH0390164A (ja) * | 1989-06-16 | 1991-04-16 | Manabu Akashi | 患者の呼吸流量に合わせて回路内流量と回路内圧を制御する人工呼吸器 |
| US5161525A (en) * | 1990-05-11 | 1992-11-10 | Puritan-Bennett Corporation | System and method for flow triggering of pressure supported ventilation |
-
1991
- 1991-06-28 EP EP91110801A patent/EP0520082A1/de not_active Withdrawn
-
1992
- 1992-06-01 US US07/890,854 patent/US5323772A/en not_active Expired - Fee Related
- 1992-06-24 JP JP4188967A patent/JPH05184677A/ja not_active Withdrawn
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002035163A (ja) * | 2000-07-19 | 2002-02-05 | Ace:Kk | 呼吸式運動装置 |
| JP2009511221A (ja) * | 2005-10-21 | 2009-03-19 | レスメド・リミテッド | Ｃｐａｐシステムの流量及び圧力推定を向上させる方法並びに装置 |
| US9526852B2 (en) | 2005-10-21 | 2016-12-27 | Resmed Limited | Method and apparatus for improving flow and pressure estimation in CPAP systems |
| US10632273B2 (en) | 2005-10-21 | 2020-04-28 | ResMed Pty Ltd | Method and apparatus for improving flow and pressure estimation in CPAP systems |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5323772A (en) | 1994-06-28 |
| EP0520082A1 (de) | 1992-12-30 |
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|---|---|---|---|
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