JPS5939145B2 - 人工呼吸装置 - Google Patents
人工呼吸装置Info
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- JPS5939145B2 JPS5939145B2 JP6848675A JP6848675A JPS5939145B2 JP S5939145 B2 JPS5939145 B2 JP S5939145B2 JP 6848675 A JP6848675 A JP 6848675A JP 6848675 A JP6848675 A JP 6848675A JP S5939145 B2 JPS5939145 B2 JP S5939145B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- gas
- patient
- pressure
- hole
- control
- Prior art date
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- Expired
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は人工呼吸装置に関する。
本発明は特に気圧論理要素を利用した時間周期的な小児
科用人工呼吸装置に関する。
科用人工呼吸装置に関する。
人工呼吸装置は病院や開業医によって各種の分野で広範
囲に使用されるようになってきた。
囲に使用されるようになってきた。
人工呼吸装置は肺浮腫、中枢神経系統の機能低下、新生
児けいれん、新生児窒息、呼吸困難な病候群、ヒアリン
膜の病気、等の病気を治療するために用いられる。
児けいれん、新生児窒息、呼吸困難な病候群、ヒアリン
膜の病気、等の病気を治療するために用いられる。
多くの異なった人工呼吸装置が使用されており、そのう
ちの幾つかは特別な病気のために設計され、またその他
は異なった生理学的要求のために多くの操作モードを有
した、より多くの複雑性を有している。
ちの幾つかは特別な病気のために設計され、またその他
は異なった生理学的要求のために多くの操作モードを有
した、より多くの複雑性を有している。
例えば、ある種の人工呼吸装置は断続的な正の呼吸(I
PPB)を提供し、正の端部呼気圧(PEEP)を備え
ていたりあるいはそうでなかったりする。
PPB)を提供し、正の端部呼気圧(PEEP)を備え
ていたりあるいはそうでなかったりする。
また他の人工呼吸装置は断続的強制ベンチレーション(
IMV)として知られているような人工呼吸装置補助を
与え、この場合は患者には比較的長い呼気を伴なった吸
気が供給され、またあるいは連続的な正の空気路圧力(
CPAP)を与え、この場合には、必要ならば、連続的
な基礎に立って一定圧力の酸素あるいは他の呼吸可能な
気体混合物が供給される。
IMV)として知られているような人工呼吸装置補助を
与え、この場合は患者には比較的長い呼気を伴なった吸
気が供給され、またあるいは連続的な正の空気路圧力(
CPAP)を与え、この場合には、必要ならば、連続的
な基礎に立って一定圧力の酸素あるいは他の呼吸可能な
気体混合物が供給される。
人工呼吸装置はウィルソンによる米国特許第3.191
,595に記述されたような電気回路、あるいはへ−ニ
ヒによる米国特許第3,604,415に記述されたよ
うな気圧制御装置を有していてもよい。
,595に記述されたような電気回路、あるいはへ−ニ
ヒによる米国特許第3,604,415に記述されたよ
うな気圧制御装置を有していてもよい。
断続的な正圧人工呼吸装置はリストンによる米国特許第
3,434,471に記述されている。
3,434,471に記述されている。
上記ヘーニヒの特許は3つの基本的な気圧論理要素を用
いた人工呼吸装置を記述している。
いた人工呼吸装置を記述している。
呼吸可能な気体の患者への流れは連続的でないが、他の
論理装置によって開閉制御される論理要素によって中断
される。
論理装置によって開閉制御される論理要素によって中断
される。
ウィルソンの特許は主制御弁の制御と操作とを開始する
ために患者のマスクへ導かれている気体管内の圧力を感
知する人工呼吸装置を記述している。
ために患者のマスクへ導かれている気体管内の圧力を感
知する人工呼吸装置を記述している。
技術的に使用可能であることが知られている他の人工呼
吸装置では連続的な気体流を患者のコネク管に流す。
吸装置では連続的な気体流を患者のコネク管に流す。
該気体流は制御弁へ貫通することができ、該弁は気体を
制御可能な方法で周囲へ放出し、これによって患者のマ
スクを呼吸的に支持している。
制御可能な方法で周囲へ放出し、これによって患者のマ
スクを呼吸的に支持している。
そのような人工呼吸装置は望みの呼吸を支持するために
複雑で高価な制御装置を利用している。
複雑で高価な制御装置を利用している。
本発明に関して形成された人工呼吸装置においては、呼
吸可能な供給気体は、患者に気体を供給するための患者
用孔と、それに並列に連結された制御孔とを有したコネ
クタを介して患者へ送られる。
吸可能な供給気体は、患者に気体を供給するための患者
用孔と、それに並列に連結された制御孔とを有したコネ
クタを介して患者へ送られる。
該制御孔は供給された呼吸可能な気体が制御弁を介して
周囲環境へ連続的に流れるように位置づけられているの
で、患者は自分が必要とするだけ該気体を吸入すること
ができる。
周囲環境へ連続的に流れるように位置づけられているの
で、患者は自分が必要とするだけ該気体を吸入すること
ができる。
該制御弁には該制御孔を介して患者用コネクタから放出
する気体を調節するために気体制御回路が連結されてい
る。
する気体を調節するために気体制御回路が連結されてい
る。
該制御回路は望みの吸気圧レベルおよび呼気圧レベルに
応じて、患者孔における最大圧力と最小圧力とを与える
ための気圧要素を包含している。
応じて、患者孔における最大圧力と最小圧力とを与える
ための気圧要素を包含している。
気体タイミング網が吸気周期と呼気周期とをタイミング
制御する。
制御する。
本発明による人工呼吸装置は簡単な構造の気圧構成体を
有した都合よく携帯できる装置でつくる; ことができ
る。
有した都合よく携帯できる装置でつくる; ことができ
る。
本発明による人工呼吸装置は少しの論理要素を効果的に
用いて、IPPB、PEEP。
用いて、IPPB、PEEP。
CPAPおよびIMVのような広範囲な呼吸支持モード
を得ることができる。
を得ることができる。
吸気と呼気との比率の範囲も、選択可能な一定容積の気
体を送給する、ための容積限定モード、あるいは予じめ
崇められた最大限の圧力で気体を送給するための圧力限
定モードのような操作特性を選択するのと同様都合よく
おさまっている。
体を送給する、ための容積限定モード、あるいは予じめ
崇められた最大限の圧力で気体を送給するための圧力限
定モードのような操作特性を選択するのと同様都合よく
おさまっている。
該人工呼吸装置は一定流量の呼吸可能気体を供給し、従
って小児に適用するのに特に有用な装置となる。
って小児に適用するのに特に有用な装置となる。
該人工呼吸装置は極めて少量の気体しか消費せず、従っ
て携帯的に用いる場合に特に有利である。
て携帯的に用いる場合に特に有利である。
従って、本発明の目的は比較的簡単かつ安価な構造で、
しかも治療されている患者の生理学的要求に都合よく調
節することのできる多様な呼吸支持を提供することので
きる人工呼吸装置を提供するにある。
しかも治療されている患者の生理学的要求に都合よく調
節することのできる多様な呼吸支持を提供することので
きる人工呼吸装置を提供するにある。
本発明によって構成された人工呼吸装置のこれらおよび
その他の目的および利点は、添付図面に関連して記述し
た好ましい実施例の次の説明から理解できるであろう。
その他の目的および利点は、添付図面に関連して記述し
た好ましい実施例の次の説明から理解できるであろう。
添付図面を参照すると、T字型あるいはT字型の患者コ
ネクタ16の入口孔14に連結された供給管12を介し
て呼吸気体を調節、供給するための人工呼吸装置10が
示されている。
ネクタ16の入口孔14に連結された供給管12を介し
て呼吸気体を調節、供給するための人工呼吸装置10が
示されている。
患者は供給装置17によって該コネクタ16における患
者用孔18から提供される気体を呼吸し、その間該気体
は制御弁22において放出するように該コネクタ16に
おける制御孔20の中を流れ続ける。
者用孔18から提供される気体を呼吸し、その間該気体
は制御弁22において放出するように該コネクタ16に
おける制御孔20の中を流れ続ける。
該気体は呼吸維持するために、患者用孔へ中断すること
なく連続的に供給される。
なく連続的に供給される。
吸気と呼気の制御は該制御孔20を通って制御弁22に
おける放出孔24へ通過する気体放出量を調整すること
によって行われる。
おける放出孔24へ通過する気体放出量を調整すること
によって行われる。
そのような制御は孔24からの気体放出量を調整するこ
とによって行われる。
とによって行われる。
そのような制御は孔24からの気体放出量を調整するた
めに操作的に連結されたダイアフラム28の一方の側に
おける制御チェンバー26の圧力を制御することによっ
て行われる。
めに操作的に連結されたダイアフラム28の一方の側に
おける制御チェンバー26の圧力を制御することによっ
て行われる。
さらに、該圧力制御チェンバー26は気圧制御装置30
によって制御される。
によって制御される。
説明してきたような装置においては、患者用孔18には
連続的に気体が放出され、従って患者の呼吸要求は常に
中断されることなしに満たされる。
連続的に気体が放出され、従って患者の呼吸要求は常に
中断されることなしに満たされる。
治療用気体供給装置17は患者の特別な要求に応じて空
気あるいは酸素の特別な混合気体を提供する。
気あるいは酸素の特別な混合気体を提供する。
空気源32と酸素源34とはそれぞれ逆止弁36.36
’、フィルター38.38’および圧力調整器40.4
0’を介して流量計42 、42’に連結している。
’、フィルター38.38’および圧力調整器40.4
0’を介して流量計42 、42’に連結している。
該流量計42 、42’はそれぞれの気体の供給率を制
御することができるように独立的に調節可能となってい
る。
御することができるように独立的に調節可能となってい
る。
流量計42の出口46は共通の混合接点48に連結され
、そこから加熱された加湿器50を介して混合気体が送
られる。
、そこから加熱された加湿器50を介して混合気体が送
られる。
加熱された加湿器50は適当なヒータ52と水53の供
給装置と他の制御要素を包含しており、これらは治療用
気体に望みの量の水蒸気を加えるための従来技術による
ものである。
給装置と他の制御要素を包含しており、これらは治療用
気体に望みの量の水蒸気を加えるための従来技術による
ものである。
次に加湿された気体は水トラツプ54を通過するが、該
水トラツプは水滴が凝縮し、気体混合物から除去し、適
当な呼吸可能な治療用気体混合物を供給するために十分
に大きなタンクでできている。
水トラツプは水滴が凝縮し、気体混合物から除去し、適
当な呼吸可能な治療用気体混合物を供給するために十分
に大きなタンクでできている。
導管12、患者用コネクタ16、および導管58からな
る導管網によって、水トラツプ54から患者用孔18を
通って制御弁22へ至る気体の流れを形成する。
る導管網によって、水トラツプ54から患者用孔18を
通って制御弁22へ至る気体の流れを形成する。
該導管12と58とは非常に低いコンプライアンスを示
す剛的な小径管からなっている。
す剛的な小径管からなっている。
従って患者用コネクタ16への気体供給に関しては、制
御弁22の作用によってひき起される圧力変化による導
管の形状変化がなくなる。
御弁22の作用によってひき起される圧力変化による導
管の形状変化がなくなる。
さらに、該導管網12,16.58は気体圧縮の影響を
減らすのに十分小径に保たれる。
減らすのに十分小径に保たれる。
しかしながら、該導管網はあまり小径になりすぎて気体
流が過度に制限され、管58を通る呼気が一層困難にな
らないように選択される。
流が過度に制限され、管58を通る呼気が一層困難にな
らないように選択される。
導管58には患者孔18における圧力を検知し記録する
ために圧力計60が連結されている。
ために圧力計60が連結されている。
制御弁22は緊急放出弁62を包含し、該放出弁は管5
8内の圧力、従って患者孔18における圧力が予じめ定
められた危険な高圧にまで到達する場合に気体を周囲雰
囲気へ放出するために用いられる。
8内の圧力、従って患者孔18における圧力が予じめ定
められた危険な高圧にまで到達する場合に気体を周囲雰
囲気へ放出するために用いられる。
孔24を通って大気中へ通過する気体の量、従ってまた
患者用コネクタ16における圧力は座63上にダイアフ
ラム28によって加えられる力の函数である。
患者用コネクタ16における圧力は座63上にダイアフ
ラム28によって加えられる力の函数である。
一方、この力はチェンバー26内およびダイアフラム2
8の領域に生じた圧力によっても郭定される。
8の領域に生じた圧力によっても郭定される。
該チェンバー26内の圧力は導管64を介して該チェン
バー26に連結されJ−気圧網30によって制御される
。
バー26に連結されJ−気圧網30によって制御される
。
該気圧論理回路30は気圧オシレータ66と圧力制御の
気圧双安定性要素68とからなる。
気圧双安定性要素68とからなる。
該圧力制御双安定性要素68は患者用コネクタ16にお
いて確立される吸気圧と呼気圧の調整を行い、他方該気
圧オシレータ66は呼気と吸気との周期間隔を調整する
。
いて確立される吸気圧と呼気圧の調整を行い、他方該気
圧オシレータ66は呼気と吸気との周期間隔を調整する
。
該気圧論理制御回路30には3個の双安定性要素68,
70,72が使用されており、これらは同様なものであ
り、要素70と72とはオシレータ装置として連結され
ている。
70,72が使用されており、これらは同様なものであ
り、要素70と72とはオシレータ装置として連結され
ている。
該気圧双安定性要素は概略的に図示されているが、それ
はその物理的形状が、当業界ではよく知られているよう
に、多くの異った形状を有していてもよいからである。
はその物理的形状が、当業界ではよく知られているよう
に、多くの異った形状を有していてもよいからである。
従って各要素6B、70、あるいは72は入力気体圧力
を受けるための制御孔74を有しており、該気体が制御
孔74に供給されている限りは3個のポート弁76は該
気体圧力によって通常位置から付勢位置へ切換えられて
いる。
を受けるための制御孔74を有しており、該気体が制御
孔74に供給されている限りは3個のポート弁76は該
気体圧力によって通常位置から付勢位置へ切換えられて
いる。
弁76は、図に示されているように、普通はばね78に
よって入口孔80を閉めるように片寄らされており、別
の入口孔82と出口孔84との間を気体が通過できる。
よって入口孔80を閉めるように片寄らされており、別
の入口孔82と出口孔84との間を気体が通過できる。
気体圧力が制御孔74にかかると弁要素76は入口孔8
2を閉めるように片寄らせているばねの力に抗して切換
えられ、気体は孔80と84との間を流れることができ
る。
2を閉めるように片寄らせているばねの力に抗して切換
えられ、気体は孔80と84との間を流れることができ
る。
該バイアスばね78を戻すために他の制御孔86が設け
られている。
られている。
そのような場合には、ばね78の作用はスナップ的に行
われる。
われる。
回路網30のための気圧力は普通は同様な源88.90
から得られ、それらは空気調整器40から得られ、該空
気源90と調整器40との間には閉止弁92が挿入され
ている。
から得られ、それらは空気調整器40から得られ、該空
気源90と調整器40との間には閉止弁92が挿入され
ている。
該閉止弁92は後で説明するような特別のモードが必要
な時に回路網30の大部分から気圧力を除去することが
できる。
な時に回路網30の大部分から気圧力を除去することが
できる。
呼吸圧力制御要素には可変レストリクター94の形をし
た可変最大吸気圧力制御装置が設けられており、該装置
は入口孔80を通る吸気圧力を確立する。
た可変最大吸気圧力制御装置が設けられており、該装置
は入口孔80を通る吸気圧力を確立する。
該要素68の他の入口孔82には固定レストリクター9
8を介して可変レストリクター96の形をした呼気圧力
制御装置が連結されている。
8を介して可変レストリクター96の形をした呼気圧力
制御装置が連結されている。
オシレータ66には要素70の入口孔80に連結された
可変レストリクター100の形をした吸気時間制御装置
が設けられている。
可変レストリクター100の形をした吸気時間制御装置
が設けられている。
要素70の入口孔82には呼気時間制御のための同様な
レストリクター102が連結されていることが示されて
いる。
レストリクター102が連結されていることが示されて
いる。
人工呼吸装置10の操作においては、双安定性論理要素
68.70および72に気体が供給される前では、それ
らはばね78のパイアスカによって図示した位置にある
。
68.70および72に気体が供給される前では、それ
らはばね78のパイアスカによって図示した位置にある
。
気体が供給されて、弁92が開かれると、要素72の入
口孔82に連結され気体源90は、要素68の制御孔7
4に連結されたライン104と、要素70の制御孔74
に連結された帰還ライン106と、要素72の制御孔8
6に連結された戻りのバイアスライン108とを加圧す
る。
口孔82に連結され気体源90は、要素68の制御孔7
4に連結されたライン104と、要素70の制御孔74
に連結された帰還ライン106と、要素72の制御孔8
6に連結された戻りのバイアスライン108とを加圧す
る。
ライン104と106とが加圧されると、その結果、要
素68と70は切換えられ、それらの入口孔82は閉じ
られ、入口孔80から出口孔84へ気体は流れることが
できるようになる。
素68と70は切換えられ、それらの入口孔82は閉じ
られ、入口孔80から出口孔84へ気体は流れることが
できるようになる。
該オシレータ66においては、要素70の出口孔84が
加圧されると、その結果、要素70と要素72の制御孔
74との間に連結された容器110へ気体が供給される
。
加圧されると、その結果、要素70と要素72の制御孔
74との間に連結された容器110へ気体が供給される
。
しかしながら該容器110の圧力が増加しても、最初は
ばね78と要素72の制御孔86に生じる戻りバイアス
圧力との組合わせ力にうちかつためには不十分である。
ばね78と要素72の制御孔86に生じる戻りバイアス
圧力との組合わせ力にうちかつためには不十分である。
この戻りパイアスカは大気中に気体を放出する1対の直
列に連結された固定レストリクター112と114とに
よって、ライン108内に存在する圧力から減少される
。
列に連結された固定レストリクター112と114とに
よって、ライン108内に存在する圧力から減少される
。
双安定性圧力制御呼吸要素68においては、気体は吸気
圧力制御装置94を通ってライン64、および固定レス
トリクター116を介して大気中へと流れる。
圧力制御装置94を通ってライン64、および固定レス
トリクター116を介して大気中へと流れる。
ライン64内の圧力は該固定レストリクター116およ
び最大吸気圧制御装置94の設定によって郭定される。
び最大吸気圧制御装置94の設定によって郭定される。
ライン64内の気体圧力はチェンバー26および従って
ダイアフラム28を加圧し、これによってチェンバー2
6に而したダイアフラム面積に比例した力で放出孔24
が閉じられる。
ダイアフラム28を加圧し、これによってチェンバー2
6に而したダイアフラム面積に比例した力で放出孔24
が閉じられる。
該放出孔24が閉じられると治療気体が放出されなくな
り、従って患者用孔18における圧力が増加する。
り、従って患者用孔18における圧力が増加する。
気体導管12.58のコンプライアンスが患者呼吸系の
コンプライアンスに比べて非常に低いので、大部分の気
体は患者呼吸系に流入して吸気相を開始する。
コンプライアンスに比べて非常に低いので、大部分の気
体は患者呼吸系に流入して吸気相を開始する。
患者に供給される気体の容積は流量計42.42’によ
って郭定されるような気体の流速の函数である。
って郭定されるような気体の流速の函数である。
該容積はさらに吸気時間制御装置100によって郭定さ
れるような、制御孔22の放出孔24が閉じられている
時間の長さの函数でもある。
れるような、制御孔22の放出孔24が閉じられている
時間の長さの函数でもある。
導管のコンプライアンスが低く、かつ患者用孔18にお
ける圧力が主として患者通気路抵抗の函数であるので、
患者に供給される気体の容積は実際的には一定で、該人
工呼吸装置も容積限定モードで操作される。
ける圧力が主として患者通気路抵抗の函数であるので、
患者に供給される気体の容積は実際的には一定で、該人
工呼吸装置も容積限定モードで操作される。
該吸気相は容器110内の圧力が双安定性要素72を切
換えて、その入口孔82を閉じかつ入口孔80を開くに
十分な値に到達するまで連続する。
換えて、その入口孔82を閉じかつ入口孔80を開くに
十分な値に到達するまで連続する。
要素72の孔80は大気へ開かれているので、ライン1
04,106および108内の気体は大気中へ放出され
、双安定性要素68.70はそれぞれのばね78によっ
て図示したような初期の位置に復帰され、従って呼気周
期が開始される。
04,106および108内の気体は大気中へ放出され
、双安定性要素68.70はそれぞれのばね78によっ
て図示したような初期の位置に復帰され、従って呼気周
期が開始される。
双安定性圧力制御要素68が復帰されると、ライン64
および弁22の制御チェンバー26内の気体はレストリ
クター116および直列に連結されたレス) IJクタ
ー78,118を通って大気中へ流出することができる
。
および弁22の制御チェンバー26内の気体はレストリ
クター116および直列に連結されたレス) IJクタ
ー78,118を通って大気中へ流出することができる
。
該レストリクター116はライン64に確立される端部
圧力が可変レストリクター96の位置の函数となるよう
に選択されている。
圧力が可変レストリクター96の位置の函数となるよう
に選択されている。
従って該可変レストリククーが連結部120においであ
る圧力の気体流を生じさせるように設定されている場合
には、呼気周期の間は残留圧はライン64の中に保持さ
れ、ダイアフラム28に対して残留力が維持される。
る圧力の気体流を生じさせるように設定されている場合
には、呼気周期の間は残留圧はライン64の中に保持さ
れ、ダイアフラム28に対して残留力が維持される。
このように、可変レストリククー96を望みの位置に設
定することによって、正の端部呼気圧(PEEP)が得
られる。
定することによって、正の端部呼気圧(PEEP)が得
られる。
そのようなPEEP状態はヒアリシ膜の病気のような種
々の呼吸器系の病気に有益であることがわかっている。
々の呼吸器系の病気に有益であることがわかっている。
該呼気周期は蓉器110内の気体が呼気時間制御装置1
02を介して大気中へ放出されるに要する時間によって
郭定される時間周期の間連続する。
02を介して大気中へ放出されるに要する時間によって
郭定される時間周期の間連続する。
容器110内の気体によって要素72の制御孔74にか
けられる圧力がばね78の力以下に低下すると、該要素
72も図示したような通常位置に復帰される。
けられる圧力がばね78の力以下に低下すると、該要素
72も図示したような通常位置に復帰される。
その復帰作用はライン108において得られる帰還の結
果としてスナップ作用状に急速に行われる。
果としてスナップ作用状に急速に行われる。
レストリクター112,114は要素72の制御孔86
にかかるばね78の力も含めた総合的な復帰力が、吸気
周期の間において容器110から制御孔74にかけられ
る最大設定圧力よりも低くなるように選択されているこ
とに注意しよう。
にかかるばね78の力も含めた総合的な復帰力が、吸気
周期の間において容器110から制御孔74にかけられ
る最大設定圧力よりも低くなるように選択されているこ
とに注意しよう。
該双安定性要素72が復帰されると、新しい周期が上述
してきたような方法で開始される。
してきたような方法で開始される。
吸気と呼気との周期間隙はそれぞれ可変レストリクター
100,102の設定によって郭定される。
100,102の設定によって郭定される。
このようにして吸気周期の呼気周期に対する比率は要求
の各種範囲に応じて変化させることができる。
の各種範囲に応じて変化させることができる。
例えば、呼気時間制御装置102は吸気周期を呼気周期
に比べて比較的長く、例えば、吸気と呼気との比率を全
体的に約1対5以下にするように調節することができる
。
に比べて比較的長く、例えば、吸気と呼気との比率を全
体的に約1対5以下にするように調節することができる
。
このモードは断続的強制ベンチレーション(IMV)と
考えられ、患者を人工呼吸装置の補助から離そうとする
場合に有望である。
考えられ、患者を人工呼吸装置の補助から離そうとする
場合に有望である。
従って、該IMVは(該比率が減少してくると)従々に
患者自身の呼吸を維持する能力を向上させる。
患者自身の呼吸を維持する能力を向上させる。
人工呼吸装置10の上述した操作には、患者用孔18に
おける気体圧力がダイアフラム28によって得られる放
出孔24の閉鎖圧力に十分うちかつことのできない吸気
周期を含んでいた。
おける気体圧力がダイアフラム28によって得られる放
出孔24の閉鎖圧力に十分うちかつことのできない吸気
周期を含んでいた。
この操作モードは容積限定型であり、この場合、患者に
は一定容積の気体が提供される。
は一定容積の気体が提供される。
しかしながら、最大吸気圧部脚装置94が患者用孔18
における気体圧力がダイアフラム閉鎖力に十分うちかつ
ことのできるように調節されている場合には、各吸気周
期において該人工呼吸装置は圧力限定モードで操作され
る。
における気体圧力がダイアフラム閉鎖力に十分うちかつ
ことのできるように調節されている場合には、各吸気周
期において該人工呼吸装置は圧力限定モードで操作され
る。
そのような上限圧力が生じると、患者コネクター16に
おける過剰気体は放出孔24を介して大気中へ放出され
る。
おける過剰気体は放出孔24を介して大気中へ放出され
る。
該人工呼吸装置10に関しては、気体供給の側で弁92
を閉止し、実質的に論理回路網30を作用させないよう
な他の操作モードも可能である。
を閉止し、実質的に論理回路網30を作用させないよう
な他の操作モードも可能である。
そのような場合には、要素68の入口孔82のみが源8
8から気体の供給を受ける。
8から気体の供給を受ける。
このモードにおいては、患者用孔18における呼吸可能
な気体混合物は弁22の孔24を通して大気中へ放出す
ることができる。
な気体混合物は弁22の孔24を通して大気中へ放出す
ることができる。
しかしながら、源88から制御チェンバー26へはレス
トリクター96.98および導管64を介して戻り圧力
が連続的に存在するので、患者用孔18には連続的な正
の空気路圧力(CPAP)が存在することになる。
トリクター96.98および導管64を介して戻り圧力
が連続的に存在するので、患者用孔18には連続的な正
の空気路圧力(CPAP)が存在することになる。
このモードはヒアリン膜の病気のような病気を−する場
合に有利である。
合に有利である。
源90のみならず、可変レストリクター96を閉じるこ
とによって気体供給源88をも除外してしまっても、該
人工呼吸装置は依然として機能を発揮し、患者用孔18
を通過する一定流量の気体が確保される。
とによって気体供給源88をも除外してしまっても、該
人工呼吸装置は依然として機能を発揮し、患者用孔18
を通過する一定流量の気体が確保される。
このモードは、例えば、他の人工呼吸装置補助を必要と
しない患者にとって特別な濃度の酸素を提供するために
採用してもよい。
しない患者にとって特別な濃度の酸素を提供するために
採用してもよい。
以上、本発明に関して人工呼吸装置を記述してきたが、
その多くの利点を認識することができる。
その多くの利点を認識することができる。
気体は患者へ一定的に流され、従って患者はいっでも吸
気することができる。
気することができる。
該人工呼吸装置は比較的安価な構成体で構成されており
、また重量も十分軽く携帯可能である。
、また重量も十分軽く携帯可能である。
多種の操作モードが存在するので多くの異なった病気を
治療するのに適した用途の広い人工呼吸装置となる。
治療するのに適した用途の広い人工呼吸装置となる。
気圧制御を利用しているので、爆発的な環境の中で用い
ることのできる人工呼吸装置ともなる。
ることのできる人工呼吸装置ともなる。
添付図面は本発明による気圧式人工呼吸装置の概略図で
ある。 図において、10・・・・・・人工呼吸装置、26・・
・・・・制御チェンバー、14・・・・・・入口孔、2
8・・・・・・ダイアフラム、16・・・・・・患者コ
ネクタ、30・・・・・・回路網、18・・・・・・患
者用孔、62・・・・・・緊急放出弁、20・・・・・
・制御孔、66・・・・・・気圧オシレータ、22・・
・・・・制御弁、68・・・・・・気圧制御要素、24
・・・・・・放出孔、70.72・・・・・・気圧双安
定性要素。
ある。 図において、10・・・・・・人工呼吸装置、26・・
・・・・制御チェンバー、14・・・・・・入口孔、2
8・・・・・・ダイアフラム、16・・・・・・患者コ
ネクタ、30・・・・・・回路網、18・・・・・・患
者用孔、62・・・・・・緊急放出弁、20・・・・・
・制御孔、66・・・・・・気圧オシレータ、22・・
・・・・制御弁、68・・・・・・気圧制御要素、24
・・・・・・放出孔、70.72・・・・・・気圧双安
定性要素。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 周囲環境において操作する簡潔な人工呼吸装置にお
いて、 患者用孔と、入口孔と、呼吸用気体を放出するために該
患者用孔に対して並列的に連結された制御孔とを有する
患者コネクタ装置と、 前記患者用孔から患者に対して呼吸用気体の連続流れを
供給するために選択された割合で前記入口孔に呼吸用気
体の連続流れを供給する供給装置と、 前記制御孔に連結され、放出孔とダイアフラムを有する
制御弁にして、該ダイアフラムの一方の側にかかる圧力
に応じて、患者から該制御孔を介して該放出孔へ放出さ
れる気体を調節することによって、前記患者孔における
呼吸用気体を対応的に制御する制御弁と、 該制御弁に操作的に連結された空気圧制御の双安定性気
体圧力制御要素と、前記患者用孔において所望最大吸気
圧力を確立させるために気体源と該双安定性気体圧力制
御要素との間に操作的に連結された最大圧力制御装置と
、前記患者用孔において所望呼気圧力を確立させるため
に気体源と該双安定性気体圧力制御要素との間に操作的
に連結された最小圧力制御装置とを有する装置であって
、該双安定性気体圧力制御要素の1つの状態においては
患者用孔への吸気流を制御し、該双安定性気体圧力制御
要素の他の状態においては患者用孔からの呼気流を可能
にする呼吸気流制御装置と、前記双安定性気体圧力制御
要素を前記2つの状態の間で作動させるため選択された
レベルの間で周期的気体圧力を供給するための空気圧オ
シレータ装置であって、該空気圧オシレータ装置からの
第1の圧力レベルが患者用孔への吸気流の所望時間長さ
に応じて持続するように選択され、該空気圧オシレータ
装置からの第2の圧力レベルが患者用孔からの呼気流の
所望時間長さに応じて持続するように選択される空気圧
オシレータ装置とを有しており、これにより前記患者用
孔は呼気及び吸気の呼吸補助を作りながら、前記入口孔
から連続的に呼吸気体が供給されることを特徴とする人
工呼吸装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/477,194 US3949749A (en) | 1974-02-24 | 1974-06-07 | Pediatric respirator |
US477194 | 1974-06-07 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS5113197A JPS5113197A (ja) | 1976-02-02 |
JPS5939145B2 true JPS5939145B2 (ja) | 1984-09-21 |
Family
ID=23894909
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP6848675A Expired JPS5939145B2 (ja) | 1974-06-07 | 1975-06-06 | 人工呼吸装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS5939145B2 (ja) |
DE (1) | DE2525359A1 (ja) |
IT (1) | IT1036193B (ja) |
Families Citing this family (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2801546C2 (de) * | 1978-01-14 | 1982-09-09 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Beatmungsgerät insbesondere für Kleinkinder |
JPS5816145U (ja) * | 1981-07-23 | 1983-02-01 | 泉工医科工業株式会社 | 高頻度人工呼吸器 |
GB2164568B (en) * | 1984-09-21 | 1988-12-14 | Figgie Int Inc | Self-contained portable single patient ventilator/resuscitator |
DE3707942A1 (de) * | 1987-03-12 | 1988-09-22 | Draegerwerk Ag | Gasdosiervorrichtung, insbesondere fuer medizinische apparate |
DE3822949A1 (de) * | 1988-07-07 | 1990-01-11 | Draegerwerk Ag | Pneumatisches steuerventil |
DE3822950A1 (de) * | 1988-07-07 | 1990-01-11 | Draegerwerk Ag | Steuerbares beatmungsventil |
DE102005040442A1 (de) * | 2005-08-26 | 2007-03-01 | Weinmann Geräte für Medizin GmbH & Co. KG | Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung von modulierten Druckverläufen |
SE537099C2 (sv) * | 2011-02-08 | 2015-01-07 | Neores Ab | System och anordning för neonatal återupplivning och inledande andningsstöd |
-
1975
- 1975-06-06 IT IT6846775A patent/IT1036193B/it active
- 1975-06-06 JP JP6848675A patent/JPS5939145B2/ja not_active Expired
- 1975-06-06 DE DE19752525359 patent/DE2525359A1/de not_active Ceased
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE2525359A1 (de) | 1975-12-18 |
IT1036193B (it) | 1979-10-30 |
JPS5113197A (ja) | 1976-02-02 |
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