JPH06502569A - ピストン式の通気装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ピストン式の通気装置の設計と作動 本発明が属する分野 本発明は、患者の肺に通気するための、ピストン式の（ｐｉｓｔｏｎ−ｂａｓｅ ｄ）通気装置に関する。

本発明の背景 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１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　ｐｈｙｓｉｏｌ ｏｇｙ　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、この方式は二つの大きな欠点を有する。すなわち、 １、定義どうりのこととして、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、誤差信 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、 誤差のゲインを太き（すれば、モーターへの命令信号の大幅の変動が起こり、し たがってサイクリング（ｏｓｃｉｌｌａｔｉｏｎ）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１　ｃｔｒｒ　８２０の差によって３０　ｃａ＋ Ｈ２０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±１　ｃ＋＋　８２０ の）が、かなり大きい振幅のサイクリング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、または実質的な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（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（離れたところ、つまり、患者により近いところであればあるほど、そ こにおける圧力を適切に調整するということが困難になってくる。

このことは、ピストンを患者の気管（ａｉｒｗａｙ）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（ｃｏｍｐｌ　１ａｎｃｅ）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 避けられない遅れがある。圧力のフィードバックに用いられる場所（誤差信号を 発生させるために用いられる）がピストンから遠ければ遠いほど、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、 サイクリングの傾向が生ずるが、そのサイクリングは、圧力フィ−ドパツクの場 所が患者の気管に近ければ近いほど太き（、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、応答がダンピングされなければならず、圧力制御の場所が患者により 近くされればされるほど、強いダンピングが必要になる。より強くダンピングさ 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。

本発明の一つの局面は、ピストンを制御する方式として二こにおいては個別式（ ｐｉｅｃｅｍｅａ１式）と名付けた方式を用いることによって、サーボフィード バックにおける問題を解決することに向けられている。

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。別の言葉で言うならば、それら 装置は容積型の通気装置である。近年では、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 給するという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という圧力型の支援通気（ 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（Ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ　Ａｓ５ｉｓｔ　Ｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ、 　Ｐ　ＡＶ）がある。

ＰＡＶは、米国特許Ｎｏ、　５，０４４，３６２に記載があるほか、ヨリ詳しく は、欧州特許出願公報Ｎｏ、４５２００１と、Ｙｏｕｎｅｓらの著書Ａｍｅｒｉ ｃａｎ　Ｒｅｖｉｅｗ　ｏｆ　Ｒｅ５ｐｉｒａｔｏｒｙ　Ｄｉｓｅａｓｅｓ。

ｃｏｌ、１４５．　ｐｐ　１＋４−１２９．１９９２に記載がある。それらにお ける開示は、ここにおいて参考として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ブで操作される通気装置 （例えばＰｕｒｉｔａｎ−Ｂｅｎｎｅｔ　７２００とＳｉｅｍｅｎｓ−Ｅｌｅｍ ａ　９００Ｃ）と、プロワ一式の通気装置（例えばＲｅ５ｐｉｒｏｎｉＣのＢｉ ＰＡＰ）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 ５ピストン式の通気装置を用いる二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ー 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（ｄｉｓｓｉｐａｔｉｏｎ）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、前述したよう （二、これらの圧力支援の方式の実施のためには１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。この観点からして、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（〜。

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Ｎｏ。

４．４４８．１９２とＹｏｕｎｅｓらの米国特許Ｎｏ、　５，０４４，３６２） 　−二おいて利用された。ローリングシール型のピストンは、二の方式の圧力支 援を送給する目的上は満足すべき性能を発揮するが、二つの欠点を有している。

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。

木］Ｌ吸１」【１ 本発明の一つの局面においては、通気装置の一つの新奇な制御の方法が提供され ており、その方法は、サーボフィードバックを用いるのではなく、通気装置の中 および連結チューブの中において起こる力の消耗に対して個別に補償を行うとい う方法である。

つまり、本発明のこの局面は、患者の気管にガスを送給する通気装置としての、 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 んで成る通気装置を作動させる方法において、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の間にある チューブの中における、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 特徴とする方法を提供している。

本発明のこの局面は、なお、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一手段 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一手段と 、電気的な命令信号を電動モータ一手段に付与するべく電動モータ一手段に作動 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いる。

この電気回路手段は、（ａ）チャンバ一手段、可動の壁手段、および電動モータ 一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、その構造 は、当然ながら、本発明の第１の局面において提供された個別の補償ステップの うちの一つまたはより多くを取り入れている。つまり、本発明の第２の実施態様 においては、ガスを患者の気管に送給するための通気装置において、平滑で均一 な内面を有するチャンバ一手段と、チャンバ一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一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。

の　を 図１は、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（Ａ）を、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（Ｂ）と対照している概略的回路線図である。

図２は、本発明のもう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（Ａ）と、部分的に拡大された断面図（Ｂ）である。

しい　の 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あっても、また 何時であっても、簡単なことである９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の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ＩＡ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ければ大きいほど 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０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１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５便宜上、下記の二つのカテゴリーに分けられる 。すなわち、カテゴリーＡ：　モーターの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。

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。

１ｉｉ）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）に起こるはずである。

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。

ステップＡとステップＢ（［１のＡと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。

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１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、モーターによフ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した関数であることの必要性にある。

前述したように、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、前述したよう に、抵抗を可動のプレートの全行程に沿って均一にするということは、はとんど 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、前述したように、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８図２で示されていて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（Ａ　ｉｉ＋）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で示された 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。その圧力勾配は、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二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５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＝ｆΩの関係からめられる。ここに、■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フて供給される。これら関数の性質は、用途ごとに 異なっており１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。

二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く図ＩＢ）、すなわち、Ａｉは ＤＣ信号であり、Ａ１１は速度に比例した信号であり、Ａ　ｉｉｉ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の間の圧力勾配に比例した 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に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９すべでの信号をゼロ 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３　Ｌ／５ｅｃ）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、Ａｉｉｉ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 あるのであれば、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く後期）には正方向に変わる。そこで、 Ａｉ自倍信号ゲインを、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、Ａ１１ｉ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。

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０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キャリブレーションファクターが確立さ れる。

そして、このキャリブレーションファクターは、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、圧力を監視する二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、サイクリング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 、何がしか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、は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ポ ジステムとは異なり、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を失わないような、低い誤差のゲインが用いられ 得る。

したがって、本発明のこの第１の局面によれば、患者の気管における圧力を所望 の関数に従って制御するための方法として、力発生機構の中および力発生機構と 患者の気管の間においである種々の力の消耗のステップを個別的に補償する、と いうことを含んで成る方法が提供される。

一つの実施例においては、この方法が一つの装置によって行われていて、その装 置は、ピストンまたはベローズのような、壁のうちの一つの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口路を含んで成る、装 置であって、上記最後の諸口路は、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。

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。

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。

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。

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。

ここで図２の考察にうつる移ることとする。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給し得るような通気装置のためのピストンの新奇な設計 を示している０本発明のこの局面においては、チャンバーの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０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３　Ｌ）にマツチして、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得る公差の範囲内に ある０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 　１．２　ｍｌ／ｓｅｃ／ａｍ　Ｈ２０である。もし、息を吸い込む間のチャン バー内の平均の圧力が３０　ａｍ　Ｈ２０（ピーク圧力は約６０　ｃｍ　Ｈ２０ ）で、息の吸い込みが１　ｓｅｃ持続するならば、全漏れ量は３６　ｍｌであっ て、それは−回呼吸量の　１０％より小さい、ところで、　０．００２インチま たはもっと良い公差が、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は 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の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ツチとか、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２ｏ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いるロッド２８によってモーターと結 合されている。

前方プレート２４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。

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を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。

一つの追加的な変形が図２Ｂ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後方の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、本発明のこの第２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 る一つのチャンバーと、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。

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（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、息吐き出しの間にはガスの源つまり室内がら入 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。

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。

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。

皿ｊＬＤ」Ｌ括 ここでの開示を総括するに５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方法と構造を提供している１本発明の範囲内において種々の 変更が可能である。

第１Ａ、図 圧力サーボフィードバックによる制御 手続ネ甫正書（自発） 平成５年８月３０日

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の気管にガスを送給するための通気装置であって、一つの力発生機構と 、前記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前記通 気装置を作動させる方法において、 患者の気管において所望のガス圧力を実現するために、前記の力発生機構の中、 および力発生機構と患者の気管の間の前記の連結チューブの中においての、力の 消耗のステップに対しての個別的な補償を行うことを特徴とする通気装置作動方 法。
2. ２．前記の所望のガス圧力が大気圧である、請求項１記載の方法。
3. ３．前記の力発生機構の中での前記の力の消耗のステップが、 （ａ）一定の力を消耗するステップと、（ｂ）速度の関数として力を消耗するス テップと、（ｃ）加速度の関数としてカを消耗するステップを含んで成り、 それら力を消耗するステップの各々が補償される、請求項１記載の方法。
4. ４．前記の力発生機構が、一つのチャンバーと、前記チャンバーの中で往復運動 をすることによってそこにおいて空気の圧力を生成させる一つのピストンと、与 えられた電気的制御信号の大きさに比例した動かす力を前記ピストンに付与する ため前記ピストンに作動的に結合された一つの電動モーターを含んで成り、前記 の個別的な補償は、前記の電気的制御信号に及ぼされる、請求項３記載の方法。
5. ５．前記の電気的制御信号が、大きさが個々の力消耗のステップに対する補償に 対応している個々の電気信号の和で成る、請求項４記載の方法。
6. ６．前記の電気的制御信号が、大きさが個々の力消耗のステップに対する補償に 対応している個々の電気信号、および、大きさが患者の気管における圧力の所望 の変更を達成するための所望の関数に対応している一つの電気信号の和で成る、 請求項４記載の方法。
7. ７．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を有しているチャンバー手段と、 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に 付与するべく前記の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 、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、 前記のチャンバー手段、可動の壁手段、および前記の電動モーター手段の中にお ける力の消耗のステップを補償する第１の電気信号を発生させるための電気回路 手段と、 前記の連結チューブの中における力の消耗のステップを補償する第２の電気信号 を発生させるための電気回路手段と、 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。
8. ８．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の電気信号を発生させるための電気回路手段、 を含む、請求項７記載の通気装置。
9. ９．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 をするように取り付けられていて、前記チャンバー手段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を、往復運動の 全範囲において形成するピストン手段、 があることを特徴とする通気装置。
10. １０．前記チャンバー手段は一方に長い円筒形をなし、前記ピストン手段は、前 記の外側寸法を有する円筒形のヘッド部を含む、請求項９記載の通気装置。
11. １１．前記ピストン手段が、前記チャンバー手段の中に軸方向に取り付けられた 静止のシヤフト手段を含み、前記の円筒形のヘッド部は、前記静止のシヤフト手 段上に、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、請求項１０ 記載の通気装置。
12. １２．前記の円筒形のヘッド部が、前記チャンバー手段の中にある前記の円筒形 のヘッド部を往復運動させるために、前記チャンバー手段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、請求項１１記載の通気装置。
13. １３．前記の静止のシャフト手段の各端部が、前記チャンバー手段の前方と後方 のふた板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 前記シヤフトの位置を変えるための手段を含む、請求項１１記載の通気装置。
14. １４．ガスを前記チャンバー手段から排出させるために前記ピストン手段が動く 間に前記の隙間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、請求項１０記載 の通気装置。
15. １５．前記チャンバー手段が、それの前記ピストン手段とは反対の側のふた板に おいてガスの入口と出口の開口を含んでいて、それら入口と出口は、前記ピスト ン手段の前記ふた板から離れる方向の往復運動の間にのみガスが前記入口を経て 前記チャンバー手段に入ることを許し、前記ピストン手段の前記ふた板に向かう 方向の往復運動の間にのみガスが前記チャンバーから前記出口を経て出て患者の 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 された逆止弁を有する、請求項１０記載の通気装置。
16. １６．前記チャンバー手段の中に酸素を注入するために、追加の入口開口が前記 の一方のふた板に設けられている、請求項１５記載の通気装置。
17. １７．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 ン手段が位置している、請求項１６記載の通気装置。