JPH08503863A - 呼吸補助装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者回路（１）は、吸気流量ソース（11）に接続されている吸気ブランチ（３）と、呼気弁（Ｖ_E）を通して大気に接続されている呼気ブランチ（４）と、を備えている。吸気弁（Ｖ_I）は吸気流量ソース（11）と吸気ブランチ（３）との間に配置される。吸気期の間、吸気弁（Ｖ_I）は開放され、吸気フローソースの圧力は、呼気弁（Ｖ_E）を閉鎖するために呼気弁に与えられる。呼気期の間、吸気弁（Ｖ_I）は閉鎖され、呼気弁（Ｖ_E）を制御する制御吸気口（６）は、制御弁（ＶＣ₁）を通して、ゼロを含む範囲て調整可能な低圧ソース（14）に接続される。患者は大気圧下、または正の呼気圧の下に望みどおりに呼気を行うことができる。さまざまな調整を行うことができる単純な装置を作成するのに有益であり、また、家庭で利用するのに適している。

Description

【発明の詳細な説明】 呼吸補助装置 本発明は、「換気装置」（ventilation device）または「換気器」（ventilat or）とも呼ばれている呼吸補助装置に関する。 吸気補助を通して行う換気は、救急蘇生では公知の部分換気モードである。 以下の説明では、ある装置により行われる呼吸交換作用および／またはある装 置により補助的に行われる呼吸交換作用を「換気」（ventilation）と呼ぶこと にする。呼吸補助装置において、患者の気道をガス流発生手段に接続する、マス ク、ダクトなどのチャネリング部材を「患者回路」（patient circuit）と呼ぶ ことにする。本発明の範囲にある装置は、呼吸困難を患ってはいるが、尊重すべ き呼吸活動および呼吸タイミングを保持している患者の補助を、吸気に対して僅 かに大きな圧力をかけることによって行うことができるように意図されているも のである。 吸気補助は、原則として患者自身により始められる吸気期の間に、呼吸装置の 患者回路内に一定の正の圧力を加える動作を含んでいる。 吸気補助を通して行う換気用の装置においては、同様に患者自身により始めら れる呼気は、受動的なものであり、大気圧の下、またはPEPとも呼ばれる正の呼 気圧の下で行われる。 救急蘇生に用いられる換気器は複雑な機器であり、さまざまな換気モードを有 している。この換気器は、挿管されてい る患者または気管切開された患者、即ち、鼻を通して、または首の切開部をそれ ぞれ通して気管動脈内に呼吸カニューレが挿入されている患者に適している圧縮 ガスに基づいて動作するものである。 患者回路が空気力学的に制御された呼気弁を備えている呼吸補助装置は、EP-B -317417により知られている。吸気期の間、この弁の制御吸気口には、加圧され たフローソースから圧力が加えられる。この圧力によって呼気弁は閉鎖され、そ の結果、患者回路は加圧されたフローソースと気密的に接続される。吸気フロー の量に相当大きな低下が検出されると、電子制御装置は加圧されたフローソース の動作を分断する。このフローソースは、そのような事態の発生後、その排気開 口部が自然に大気圧に戻る構成のものである。このようにして、この圧力は呼気 弁に加えられ、その結果、呼気弁が開くようになる。 この装置は、大気圧に等しい呼気圧の下でのみ動作することができる。 また呼気弁ではなく較正永久漏れ開口部（calibrated permanent leak orific e）を備えている呼吸補助装置は、EP-A-0425092により知られている。この装置 においては、フローソースの圧力は２つの異なるレベルで調節され、そのいずれ かのレベルで吸気期であるか呼気期であるかが判明するようになっている。 この装置は、正の呼気圧の下でのみ動作しうるものである。 この装置においては、呼気ガスが呼気期中にフローソースに向かって発生し、そ の後に続く吸気期中に再びそのガスが吸気されることを防止するために、フロー ソースと患者との間のフローの方向は、呼気期中も例外なく、常に患者に向けら れている。 また、もはや呼吸反射を示していない患者に対して呼吸容積および呼吸タイミ ングを強制的に与える容積測定装置は、FR-A-2 291 739およびEP-A-0 042 321に より知られている。 FR-A-1 492 136もまた、呼吸タイミングを患者に対して強制的に与える。 US-A-4 838 257では、類似の手法により患者に強制的に与えられる波形が制御 される。 上記前３者の文献には、吸気回路に配置されており、かつ呼気期中には閉鎖さ れるように制御される配給弁（distribution valve）が記載されている。しかし ながら、この配給弁は、呼吸装置自体に特有のパラメータにより駆動される弁で あり、そのような駆動を行うことによって、昏睡状態にある患者を、所定の周期 および所定の容積により強制的に呼吸させることが可能になる。 したがって、本発明の目的は、正の呼気圧下の呼気の場合と同様に大気圧下の 呼気の場合にも適合しうる基本構造からなる呼吸補助装置を提供することにある 。また、同時に比較的安価・小型であり、しかも特に患者の自宅での手術に適し た呼吸補助装置を提供することでもある。 本発明による呼吸補助装置は、加圧された吸気フローソースに接続された吸気 ブランチと、吸気期中は閉鎖されるように制御される呼気弁が設けられている呼 気ブランチと、を有する患者回路を備えている。上記装置はまた、患者の呼吸活 動を検出する少なくとも１つのセンサに接続されている駆動手段と、吸気期中に は吸気フローソースと患者回路の吸気ブランチとの間に連絡を確立し、かつ呼気 期中には少なくとも部分的にこの連絡を分断する配給手段と、を備えている。上 記装置は、患者が呼気期に備えていることを上記センサが検出する時には、上記 連絡の分断を制御する上記駆動手段により上記配給手段が制御されることを特徴 とし、かつ、吸気フローソースの動作状態から実質的に独立して呼気弁が所定の 呼気圧を決定しうるように、上記駆動手段が少なくとも間接的に上記呼気弁を制 御することも特徴とする。 本発明によれば、従来とは異なり、上記補助装置の吸気フローソースは、患者 が呼気を行っている時に上記装置が特殊な動作を行うように制御されるのではな く、上記吸気フローソースと上記患者回路との間の連絡の分断が制御され、また 、上記吸気フローソースの動作状態から独立している手段により上記呼気圧が調 整される。従来の呼吸強制装置と比べてこの連絡分断の新規である点は、この分 断が主として患者の呼吸活動により制御され、一方上記装置を制御する手段は交 替式にしか作用しないことである。 このように、呼気期中に上記吸気フローソースと上記吸気 ブランチとの間の連絡が分断されることにより、上記吸気ブランチに呼気ガスが 蓄積されることが防止される。その結果、大量の呼気ガスがその後再び吸入され る危険性が回避される。したがって、呼気期中に患者に与えられる圧力を規定す る際に、再吸入の問題を考慮する必要はもはやない。 さらに、呼気期中の呼気弁の制御と、吸気フローソースの動作状態の制御とを 分離して行うことができるので、吸気フローソースの動作要件をもはや考慮する ことなく、呼気圧を規定することが可能になる。その結果、本発明によれば、呼 気圧を自由に選択することが可能になる。 呼気弁により規定される呼気圧と、吸気フローソースの動作状態とを独立させ て制御できるとはいっても、この発想は、特に当該分野の現状を考慮した上で相 対的に評価しなければならない。EP-B-317417によれば、２つの呼吸期の過渡期 にあって呼気弁がその動作を修正するためには、吸気フローソースの動作も修正 せざるをえない。 それに対して、本発明は、このような強制的関係とはもはや無縁である。強制 的関係と無縁であるとはいっても、例えば、上記呼気弁が空気力学的に制御され るタイプのものであり、後述の実施例で述べるように、吸気フローソースの排気 口に接続された較正ループにより実現される圧力ソースにより上記呼気弁が制御 される可能性は排除できるわけではない。このような非限定的事態においても、 較正により上記独立制御を行うことができる。なぜなら、呼気弁が所望の呼気圧 を 確保しうるように較正を選択することができるからである。 上記吸気フローソースは、好ましくは排気口における圧力が、吸気補助圧力と ほぼ同程度の最大値を示す時に、そのフローを自ら停止させるように考案されて いるソースである。 したがって、呼気期中に上記配給手段が、上記吸気フローソースと上記患者回 路の上記吸気ブランチとの間の連絡を少なくとも部分的に分断する時、上記吸気 フローソースを特殊な方法で駆動する必要はない。なぜなら、このフローソース は、その圧力を僅かに増してゼロフローで動作し続けるからである。 前述したように、上記呼気弁が空気力学的に制御されたタイプのものであるこ とは有効である。上記呼気圧を決定するために、上記駆動手段はその制御吸気口 を低圧ソースに接続する。上記低圧ソースは、第２のフローソースの排気口と、 排気ノズルとの間にリンクを有しうる。この第２のフローソースのフローを調整 することによって、上記呼気弁の上記制御吸気口に与えられる圧力を調整するこ とが可能になり、また、その結果、上記呼気弁に開口を発生させることを可能に するために、その下で患者が呼気を行わねばならない圧力の調整が可能になる。 上記第２のフローソースをゼロに調整すれば、排気ノズルを介して上記制御吸気 口は大気と連絡され、かつその結果、呼気圧は大気圧と等しくなる。 本発明のその他の特殊な特徴および利点は、以下に示す非限定的実施例による 詳細な説明により明らかになるであろう。 添付の図面において、 図１は、本発明による装置の第１の実施態様を示す図である。 図２は、図１に示す装置の制御機構図である。 図３は、図１に示す装置のより詳しい実施態様を示す図である。 図４は、別の実施態様による略図である。 図５は、図３に類似するが、さらに別の実施態様による図である。 図１に示す実施例においては、呼吸補助装置は患者回路１を備えており、この 患者回路１は、吸気ブランチ３および呼気ブランチ４に接続されている顔面、鼻 孔、あるいは口腔用のマスク２を備えている。呼気ブランチ４は空気力学的に制 御されるタイプの呼気弁Ｖ_Eを備えており、この呼気弁Ｖ_Eは制御回路７に接続さ れている制御吸気口６を備えている。 呼気弁Ｖ_Eは遮断装置８を備えており、この遮断装置８は、制御吸気口６の相 対圧力が弁Ｖ_Eの吸気口に存在する相対圧力のある一定の割合に少なくとも等し い場合に弁を閉ざす。この吸気口は、ここでマスク２に接続されている。遮断装 置８は、例えば、制御吸気口６の圧力が与えられる膨張式封入容器、または制御 吸気口６に存在する圧力が、弁吸気口から離れたその面に与えられる薄膜から構 成される。 患者の呼吸の内の呼気期の間、患者が呼気弁Ｖ_Eを開くのに充分な呼気圧を発 生する場合には、呼気ブランチ４は大気と 通じている。その場合、弁の制御吸気口６は後述するように低圧ソース９に接続 される。前述したように、低圧ソース９により発生された相対圧力がゼロに等し い場合、即ち大気圧に等しい場合、患者が大気圧よりも相当高い呼気圧を与える ことがなくても、呼気弁Ｖ_Eは開く。それに対して、ソース９の相対圧力がゼロ よりも大きい場合は、患者自身が呼気するために、一定の相対圧力を与えなけれ ばならない。 患者回路１の吸気ブランチ３は、加圧された吸気フローソース11の排気口に接 続されている。このフローソース11は、コンプレッサまたは圧縮ガスのシリンダ の設けられているモータータービングループ、エジェクタ、またはベンチュリア センブリなどから構成されうる。 配給手段は、患者回路１の吸気フローソースの排気口と、吸気ブランチ３との 間に配置された吸気弁Ｖ_Iを備えており、患者により始められた通りにガス交換 を制御する。本発明によれば、患者の呼吸の内の吸気期の間は吸気ブランチ３と 連絡が取るべく吸気フローソースの排気口を配置できるように、また、呼気期の 間はこの連絡を分断できるように、吸気弁Ｖ_Iは電子制御装置12により駆動され る。 吸気フローソース11は、その排気口が塞がれた時に、僅かにその圧力を高くす ることによってフローを分断することができるタイプである。したがって、吸気 ゲート弁Ｖ_Iが開いているか閉じているかによって、吸気フローソース11に与え られる制御を修正する必要はない。吸気フローソースがモータ ータービングループである場合には、その特徴は以下のように表しうる。 最高速度における吸込圧力：45cm H₂O （4.5kPa） 最高速度およびゼロ吐出圧力におけるフロー：280〜300l/mn 安全性を考慮して、吸気弁Ｖ_Iの下流側には逆流防止フラップ弁13が設けられ ている。この弁13の存在により、吸気ブランチ３の圧力が大気圧よりも低くなる 時に、吸気ブランチ３が大気と連絡が取れるようになる。したがって、故障のた めに吸気弁Ｖ_Iが閉じた態勢のままになるようなことがあっても、患者から新鮮 な空気が奪われることはない。 電子制御装置12は、吸気弁Ｖ_Iと同期して制御ゲート弁ＶＣ₁を駆動する。３路 型の制御ゲート弁ＶＣ_Iは、呼気弁Ｖ_Eの制御回路７に設けられている。吸気弁Ｖ_I が閉鎖されている時、制御ゲート弁ＶＣ₁は呼気弁ＶＥの制御吸気口６を低圧ソ ース９に接続する。吸気弁Ｖ_Iが開いている時、制御ゲート弁ＶＣ₁は加圧された 吸気フローソース11の排気口に制御吸気口６を接続する。 低圧ソース９は、第２のフローソース16と大気への排気ノズル17との間のリン ク14から構成される。第２のフローソースは、ゼロに始まる範囲で調整可能であ る。この場合、リンク14における圧力は、ノズル17を通して大気圧と等しくされ 、その結果、呼気期においては、患者に課せられる圧力もまた、大気圧となる。 それに対して、第２のソース16の流量がゼロ でない場合には、この流量の関数である一定の圧力がリンク14に確立され、その 結果、患者には正の呼気圧が課せられることになる。低圧ソース９により発生さ れた圧力は、吸気フローソース11により発生された圧力よりも低い。 吸気弁Ｖ_Iが開いている時、制御ゲート弁ＶＣ₁はダクト10を用いて、吸気弁Ｖ_I から上流側の吸気フローソースの圧力へと呼気弁Ｖ_Eの制御吸気口６を接続する 。呼気弁Ｖ_Eの動作に関して先に述べたことを考慮に入れれば、このような圧力 により呼気弁Ｖ_Eが閉鎖されることになり、かつその結果、マスク２が吸気フロ ーソースの排気口へと気密的に接続されることとなる。 呼気モードから吸気モードへの推移、およびその逆の推移を確実に行うために 、吸気ブランチ３を通して流量（フローレート）Ｄを供給する流量計18および圧 力Ｐデータを供給する圧力計19により生成される測定信号を電子制御装置12は受 信する。 図１に示す装置の動作上、オートメーション上の特殊な特徴を以下に図２を参 照してより詳細に述べる。 吸気ゲート弁Ｖ_Iが開いていることをテスト21が検出すると、この機構図のパ ート22で吸気流量のパターンに関する監視が行われる。各吸気期の最初の段階で 吸気流量が速やかに最大値Ｄ_MAXに達することは知られている。流量が増大する かぎり、最大流量値ＤMAXは、テスト23およびステップ24によって更新される。 これに対して、吸気流量が減少し始めると、テスト26が行われ、瞬時の流量Ｄ が最大流量値Ｄ_MAXのある一定の割合（例えば0.6に等しい係数Ｋ）よりも小さく なったかどうかが判別される。小さくなっている場合には、電子制御装置12は吸 気期が終了していると判断して、吸気弁Ｖ_Iの閉鎖、および制御ゲート弁ＶＣ₁を 低圧ソース９へと接続するための弁ＶＣ₁の起動を命ずる。テスト26の応答がNO である場合には、吸気の継続時間が最大継続時間Ｔ_MAXを超えていないかどうか を検査するためにテスト28もまた行われる。この最大継続時間Ｔ_MAxは、任意の 値、例えば３秒に設定される。超えている場合には、ステップ27も行われて吸気 期の終了が判断される。 その後、再び吸気弁Ｖ_Iの状態のテストを開始する必要がある。 この吸気弁が閉鎖されている時、テスト29により、所定の負の値Ａよりも小さ い差分すなわち低下（Ｐ₂-Ｐ₁）／（Ｔ₂-Ｔ₁）が発生しているかどうかに関する 監視が、時間の経過に対する圧力の変動を示す図表を用いて行われる。実際に、 呼気期の終了時における圧力の低下は、患者の側からすれば、空気の要求を表示 している。そのような負の低下が検出された場合には、論理パラメータＱに対す るテスト31を行うことによって、この呼気サイクル中に負の低下が検出されたの は、第１回目の反復であるかどうかを知ることができる。そうである場合には、 論理パラメータＱはステップ32により１に設定され、かつＡよりも下へと低下し 始める瞬間Ｔ₂がレジスタＴ_Aへと 記録される。それ以降の反復においては（テスト31の結果（output）がNOである 場合）、テスト33を行うことによって、この負の低下の継続時間を求めることが できる。この継続時間が予め確定されている期間Ｄ_Aを上回る時間である時には 、電子装置は、呼気期間の終了、即ち吸気弁Ｖ_Iの開放と、呼気弁Ｖ_Eの制御吸気 口６を吸気フローソース11の排気口へと接続するための制御ゲート弁ＶＣ₁の起 動と、を決定する。 テスト29の結果またはテスト33の結果がNOである限り、テスト34を行うことに よって、以前の吸気期の開始以来経過した時間Ｔ_INSのパターンの監視が行われ る。この継続時間が所定の最大呼吸期間Ｔ_Fを上回っている場合には、電子制御 装置は呼気終了ステップ36に移る。 図１に点線で示した別の実施態様によれば、第２のフローソース16は、リンク 14を吸気フローソースの排気口に接続する較正ダクト15により実現することがで きる。ダクト15を通して流量を変化させるためには、閉鎖総計の情勢に応じて調 整可能なコックアップを用いることにより較正を行うことができる。この実施態 様においても、低圧ソースは吸気フローソースから「独立している」あるいは「 分離している」と表現されうるが、これは、低圧ソースの圧力値、およびそれに 伴って呼気弁Ｖ_Eの制御吸気口６に与えられる低圧信号の値が、吸気フローソー スの動作をこの目的のために修正する必要もなく、呼気にとって望ましい値を示 すということを意味する。 図３に示す実施例においては、吸気フローソース11はモー タータービングループから構成されている。このモータータービングループには 、正の入力口38において圧力基準信号Ｐ_Cを受信し、かつ負の入力口39において 圧力検出器19からの信号を受信する速度可変器37が設けられている。２つの入力 38および39の間の差分に関連して、吸気期の間、圧力Ｐを永久に基準値Ｐ_Cへと 復元するために、速度可変器37は適切な電力信号をその出力口40からモータータ ービングループ11へと供給する。図示していない別の方法によれば、呼気期の間 、速度可変器37は短絡されており、かつマイクロプロセッサはモータータービン グループの速度を以前の吸気期の間の速度と実質的に同じ速度に維持する信号を モータータービングループへと送信する。 吸気弁Ｖ_Iは空気力学的に制御された弁から構成されている。この弁は、呼気 弁Ｖ_Eと類似した構造を有しうる。特に、弁Ｖ_Iは、この弁の開閉状態を決定する 圧力に対して作用する制御吸気口41を有している。 吸気弁Ｖ_Iは、３路型の制御ゲート弁ＶＣ₂にリンクされている。このリンクは 、吸気弁の閉鎖を実現するために、モータータービングループ11の排気口に接続 されているダクト42へと制御吸気口41を接続するか、あるいは吸気弁Ｖ_Iの開放 状態を実現するために、弁Ｖ_Iの下流側の吸気ガスパスへと接続されているダク ト43へと制御吸気口41を接続するかを選択して行われる。吸気弁Ｖ_Iの下流側の 圧力が、弁の開放を可能にする平衡値に必然的に確定されることは理解できる。 なぜな ら、弁が閉じれば、相対的な下流圧力は消滅し、かつその結果、弁が相当大きく まっすぐに再び開くことになるからである。 吸気弁Ｖ_I、安全フラップ弁13、ダクト43の主要吸気パスへの接続部、および 流量計18は、モータータービングループ11の排気口を吸気ブランチ３に接続して いる漏れ補償パス44によりさらに短絡される。このダクト44は、呼気期中に、例 えばマスク２と患者の顔面との間に発生しうる漏れを補償する作用を行う。実際 にこのような漏れが発生すると、第２のフローソース16により課せられる可能性 のある正の呼気圧の維持が妨げられることになりうる。 第２のフローソース16は、可変流量コンプレッサから構成される。このコンプ レッサは、それ自体がマイクロプロセッサの形態で実現される電子制御装置12に より与えられる命令に従って制御される。 さらに、図３に示す実施態様においては、ダクト10は吸気ブランチ３の吸気口 に接続されている。即ち、より詳細には、吸気弁Ｖ_Iおよび流量計18の下流側に 接続されている。 マイクロプロセッサ12はその入力として、例えば図示しないキーボードにより 、図２の機構図に示したパラメータＡ、Ｄ_A、Ｔ_F、Ｔ_MAX、Ｋに特に関連するさ まざまな調整46を受け取り、また同様に、速度可変器37の入力口38に与えられた 圧力状態を表すパラメータＰｃ、およびコンプレッサ16を制御する作用を行う正 の呼気圧ＰＥＰもまた入力として受け取る。 マイクロプロセッサ12は、センサ19により測定された圧力Ｐ、圧力計19および 流量計18により供給された信号に従ってマイクロプロセッサにより計算された各 吸気の容積Ｖ、および図２に示すように、ステップ48において分単位のサイクル で計算された呼吸度数Ｆを表示することを可能にする表示装置47を制御する。 流量計により読み出された流量が所定の継続時間のあいだ最大値を保っている 場合、そのことはマイクロプロセッサ12により検出される。マイクロプロセッサ 12は、音声および／または視覚上の接続切れ（disconnectlon）警報49を起動さ せ、例えばマスク２が外れるといった事故の発生を信号で表示する。 以下に図４に示す実施態様を、図１に示す実施態様と比較した場合の相違点に 関してのみ記載する。図４において、吸気弁Ｖ_Iの後に続いて第２の吸気弁Ｖ’_I が設けられている。この第２の吸気弁Ｖ’_Iは、弁Ｖ_Iと同時に開閉しうるもので あり、また、吸気ブランチ３からモータータービングループ11へとガスが戻って いくのを防止する逆流防止フラップ弁からも構成しうるものである。呼気弁Ｖ_E の制御吸気口６は、一方では較正排気開口部17に直接接続されており、他方では 、２つの吸気弁Ｖ_IとＶ’_Iとの間に位置する吸気パスの部分51へと接続されてい る。制御吸気口６はまた、低圧ソースに直接接続されている。このソースはここ では、モータータービングループ11の排気口との較正リンク15から構成されてい る。 動作は以下のように行われる。 ２つの吸気弁Ｖ_IおよびＶ’_Iが開いている時、呼気弁Ｖ_Eの制御吸気口６に対 して、吸気パスの部分51とリンクしているおかげでモータータービングループ11 により供給される吸気圧が与えられる。その後、弁Ｖ_Eが閉鎖されて、較正開口 部１７が吸気圧と大気圧との間の圧力差を維持する。 呼気を行う際には、２つの吸気弁Ｖ_IおよびＶ’_Iは閉鎖され、制御吸気口６に 対してリンク15により規定される圧力が与えられる。あるいは、リンク15が調整 により閉鎖されている場合には、制御吸気口６には、較正開口部17を通して大気 圧が与えられる。したがって、患者は呼気弁Ｖ_Eを通してこのように決定された 圧力の下に呼気を行う。 図５に示す装置を、図３に示す装置と比較した上での相違点に関してのみ以下 に説明する。図５の装置は、補助弁Ｖ_Rを備えている。この弁は、モーターター ビングループの排気口を大気に接続し、かつ、呼気弁Ｖ_Eの制御回路７および呼 気弁Ｖ_Eと同じ電気ゲート弁ＶＣ₁により制御されている。モータータービングル ープ11の排気口を補助ゲート弁Ｖ_Rに接続しているループ53には絞り52が設置さ れている。 漏れ補償回路44は、一方では弁Ｖ_Rと絞り52との間に接続されており、他方で は吸気弁Ｖ_Iの下流側に接続されている。 動作は以下のように行われる。 吸気期中は、弁Ｖ_Rは閉鎖され、弁Ｖ_Eと同様に制御される。 呼気期中は、弁Ｖ_Rはその弁自身の上流側に呼気圧ＰＥＰに 等しい圧力を維持し、ミニコンプレッサ16により弁Ｖ_Eと同様に制御される。 モータータービングループ11の排気口における圧力は呼気圧ＰＥＰよりも高い ので、弁Ｖ_Rを通して大気に流れるフローが存在する。このフローはモータータ ービングループを冷却する働きをする。患者回路における圧力が呼気圧ＰＥＰよ りも低い時、即ち漏れが発生している場合には、患者回路に流れ込むフローも存 在する。 図３に示す装置とは異なり、漏れ補償はもはや永久のものではなく、漏れが発 生した時のみ動作するものである。 絞り52は、吸気弁Ｖ_Iを閉鎖するのに必要な（吸気補助圧力に近い）相当高い 圧力をモータータービングループの排気口で維持することを可能にする。また、 絞り52は補助弁Ｖ_Rがそれ自身の上流側の圧力を調整できるように冷却流量を限 定することも可能にする。 本発明によれば、ガスボンベを必要とせず、病理学上の非常に広範な事態に家 庭で用いることが可能な単純で軽量の装置が提供される。 本発明が以上に記載し呈示した実施例に限定されないことはいうまでもない。 例えば、図３において、吸気弁Ｖ_Iの開放を制御するダクト43を吸気ガスパス に接続する代わりに、低圧ソース14により規定される低圧に接続することも可能 である。 上記実施例において、用語「弁」および「ゲート弁」は要 素Ｖ_E、Ｖ_I、ＶＣ₁およびＶＣ₂を規定するのに適している。しかしながら、これ らの用語を限定的に解釈する必要はなく、特に「弁」Ｖ_Iは機械的、あるいは電 気機械的に制御されたゲート弁の形態でも実現しうるものである。 呼気弁Ｖ_Eは、空気力学的に制御されたタイプのもの以外、例えば電気的に制 御されたタイプのものでもありうる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．実質的に一定の圧力の下に吸気を行うタイプの呼吸補助装置であって、該装 置は、加圧された吸気フローソース（11）に接続されている吸気ブランチ（3） と、吸気期中は閉鎖されるように制御される呼気弁（Ｖ_E）が設けられている呼 気ブランチ（4）とを有する患者回路（1）を備えており、また、患者の呼吸活動 を検出する少なくとも１つのセンサ（18、19）に接続されている駆動手段（12） と、吸気期においては該患者回路の該吸気フローソース（11）と該吸気ブランチ （3）との間の連絡を確立し、かつ呼気期においてはこの連絡を少なくとも部分 的に分断する配給手段（Ｖ_l）と、を備えている装置であって、該配給手段（Ｖ_l ）が該駆動手段（12）により制御され、該患者が呼気期に備えていることを該セ ンサが検出する時、該駆動手段（12）が該連絡の分断を制御することを特徴とし 、かつ、該呼気弁（Ｖ_E）が該吸気フローソース（11）の動作状態とは実質的に 独立して所定の呼気圧を決定するように、該駆動手段（12）が該呼気弁（Ｖ_E） もまた少なくとも間接的に制御することを特徴とする、装置。 ２．前記吸気フローソースがモータータービングループ（11）であることを特徴 とする、請求項１に記載の装置。 ３．前記呼気期中は、前記吸気フローソースが吸気フローを与えるための方向に 動作し続けるようにされることを特徴とする、請求項１または２に記載の装置。 ４．前記吸気期中および前記呼気期中に、実質的に等しい量 の排気圧力を与えるために、前記吸気フローソースが起動されることを特徴とす る、請求項１から３のいずれか１つに記載の装置。 ５．前記吸気フローソースが、前記吸気期中の流量と、該流量とは異なる前記呼 気期中の流量とを含んでいるある範囲の流量においてほぼ同程度の大きさを保つ 給気圧力を有するタイプのものであることを特徴とする、請求項１から４のいず れか１つに記載の装置。 ６．前記２つの異なる流量が実質的にゼロの流量を含んでいることを特徴とする 、請求項５に記載の装置。 ７．前記吸気フローソース（11）が、吸気補助圧力とほぼ同程度の最大値を排気 口における圧力が示す時に、自ら分断することが可能な流量を有するソースであ ることを特徴とする、請求項１から４のいずれか１つに記載の装置。 ８．前記配給手段が空気力学的に制御された吸気弁（Ｖ_I）を備えており、該吸 気弁の制御吸気口（41）が、呼気期中は前記吸気フローソース（11）の前記排気 口に、吸気期中はより低い圧力（43）に選択的に接続されることを特徴とする、 請求項１から７のいずれか１つに記載の装置。 ９．前記より低い圧力が、前記吸気弁（Ｖ_I）と前記患者回路（1）との間のガス のパスにおいて定められることを特徴とする、請求項８に記載の装置。 １０．呼気期中は前記吸気フローソース（11）と前記患者回路（1）との間に漏 れ補償フロー（44）がとどまることを可能にする ように前記配給手段が考案されていることを特徴とする、請求項１から９のいず れか１つに記載の装置。 １１．前記配給手段（Ｖ_I）に対するバイパスとしてループ（53、54）が設けら れており、該ループが絞り（52）と嵌合しており、かつ、吸気中は閉鎖され、呼 気中は所定の呼気圧（PEP）に近い圧力に該絞り（52）の下流側の該ループを維 持できるように駆動される、補助ゲート弁（Ｖ_R）と該絞りの下流において該ル ープが嵌合していることを特徴とする、請求項１から９のいずれか１つに記載の 装置。 １２．前記呼気弁（Ｖ_E）が空気力学的に制御されていることを特徴とし、かつ 、該呼気弁（Ｖ_E）を制御するために、該呼気弁（Ｖ_E）の制御吸気口（6）と、 低圧ソース（9、15）との間の接続部（7、ＶＣ₁）の起動を前記駆動手段が制御 することを特徴とする、請求項１から１１のいずれか１つに記載の装置。 １３．前記患者が呼気を行っている時に、前記呼気弁の前記制御吸気口（6）を 前記低圧ソース（14）に接続するために、前記呼気弁（Ｖ_E）の制御回路（7）に 設けられており、かつ前記駆動手段（12）により制御されるゲート手段（ＶＣ₁ ）を前記接続部が備えていることを特徴とする、請求項１２に記載の装置。 １４．前記呼気弁（Ｖ_E）の前記制御吸気口（6）を前記加圧されたフローソース （11）と、前記低圧ソース（14）とに選択的に接続する３路ゲート弁（ＶＣ_l） を前記ゲート手段が備えていることを特徴とする、請求項１３に記載の装置。 １５．前記低圧ソースが、排気ノズル（17）と第２のフローソ ース（16）の排気口との間にリンク（14）を備えていることを特徴とする、請求 項１２から１４のいずれか１つに記載の装置。 １６．前記第２のフローソースがコンプレッサ（16）を備えていることを特徴と する、請求項１５に記載の装置。 １７．前記第２のフローソースが、前記吸気フローソース（11）とリンクしてい る装置（15）を備えていることを特徴とする、請求項１５に記載の装置。 １８．前記所定の呼気圧が調整可能であり、大気圧と等しい値を示しうることを 特徴とする、請求項１から１７のいずれか１つに記載の装置。 １９．前記患者回路の圧力が前記患者の呼気期の終了時において低下する時に、 前記駆動手段（12）が前記呼気弁（Ｖ_E）の閉鎖を制御することを特徴とする、 請求項１から１８のいずれか１つに記載の装置。 ２０．時間の経過に関して前記患者回路内の圧力の変動に前記駆動手段（12）が 応答することを特徴とする、請求項１９に記載の装置。 ２１．前記患者回路の前記吸気ブランチ（3）における圧力（P）および流量（D ）を測定する手段（18、19）と、吸気されたガスの容積、あるいはそれに等価の 変数を計算する手段とを備えていることを特徴とする、請求項１から２０のいず れか１つに記載の装置。 ２２．比較的長い所定の期間の間、前記流量が前記吸気ブランチ（4）において 高いままである場合に、接続切れ警報を起動 させる手段を備えていることを特徴とする、請求項１から２１のいずれか１つに 記載の装置。