JPS5991969A - 呼吸治療用振動付加器 - Google Patents
呼吸治療用振動付加器Info
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- JPS5991969A JPS5991969A JP20389882A JP20389882A JPS5991969A JP S5991969 A JPS5991969 A JP S5991969A JP 20389882 A JP20389882 A JP 20389882A JP 20389882 A JP20389882 A JP 20389882A JP S5991969 A JPS5991969 A JP S5991969A
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- gas
- gas passage
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は人工呼吸器や加湿吸入器に付加して用いられ
、その呼吸治療を有効に作用させる振動付加器に関する
。
、その呼吸治療を有効に作用させる振動付加器に関する
。
〈背 景〉
急性及び慢性呼吸不全に対する人工呼吸器を使用した呼
吸管理は、現在陽圧式人工換気方式にて行われるのが一
般的である。これは患者に挿管操作を行い、その管を通
じて一定量の空気を一定時間陽圧にて患者内へ吹入し、
呼出は生体肺、胸郭の弾性を利用して排出させるもので
ある。この場合の呼吸波形は第１図Ａに示すようになる
。この方式における気体交換、即ち酸素または炭酸ガス
の移動は、Ｆｉｃｋの法則（組織の境界面を通過するガ
ス量は境界面の面積に比例し、厚さに反比例する）とＷ
ｅｉｂｅｔの気道断面積モデル（気道断面積は入口から
の距離によシ指数関数的に増大する）とより考えると、
１回換気量を死腔以上、即ち拡散断面積を十分大きくと
って必要量の気体移動を得る方式といえる。
吸管理は、現在陽圧式人工換気方式にて行われるのが一
般的である。これは患者に挿管操作を行い、その管を通
じて一定量の空気を一定時間陽圧にて患者内へ吹入し、
呼出は生体肺、胸郭の弾性を利用して排出させるもので
ある。この場合の呼吸波形は第１図Ａに示すようになる
。この方式における気体交換、即ち酸素または炭酸ガス
の移動は、Ｆｉｃｋの法則（組織の境界面を通過するガ
ス量は境界面の面積に比例し、厚さに反比例する）とＷ
ｅｉｂｅｔの気道断面積モデル（気道断面積は入口から
の距離によシ指数関数的に増大する）とより考えると、
１回換気量を死腔以上、即ち拡散断面積を十分大きくと
って必要量の気体移動を得る方式といえる。
この陽圧式人工換気方式の問題点は、陽圧呼吸であるた
め、患者側の肺、胸郭のコンプライアンス（単位圧力あ
たシの量変化）が低いときには、過大な陽圧が気道肺胞
系に印加されると胸腔が陽圧となシ、循環動態に悪影響
を及ぼすことである。
め、患者側の肺、胸郭のコンプライアンス（単位圧力あ
たシの量変化）が低いときには、過大な陽圧が気道肺胞
系に印加されると胸腔が陽圧となシ、循環動態に悪影響
を及ぼすことである。
これに対し、最近第１図Ｂに示すように高頻度に陽圧の
線状気体を吸入するＨＦＰＰＶ （高頻度陽圧換気）や
、ＨＦＪＶ（高頻度ジェット換気）等が応用されている
。これは先程のｌ’ｉ’ｉｃｋの法則及びＷｅｉｂｅｔ
の気道モデルからすれば、１回換気量という概念を離れ
、高圧の線状ガスを気道に高頻度で吹入し、空気の深達
度の上昇を計るとともに、乱流拡散を高頻度に人工的に
付加する方式である。
線状気体を吸入するＨＦＰＰＶ （高頻度陽圧換気）や
、ＨＦＪＶ（高頻度ジェット換気）等が応用されている
。これは先程のｌ’ｉ’ｉｃｋの法則及びＷｅｉｂｅｔ
の気道モデルからすれば、１回換気量という概念を離れ
、高圧の線状ガスを気道に高頻度で吹入し、空気の深達
度の上昇を計るとともに、乱流拡散を高頻度に人工的に
付加する方式である。
この方式によれば従来の手法では困難な例でも、気道内
圧を上げずに換気可能といわれている。しかし高圧ジェ
ット流を使用する点や、深達度が不確実で低換気をおこ
す場合も散見され、その理論とともにこの方式の確立に
は時間を要するものと考えられる。
圧を上げずに換気可能といわれている。しかし高圧ジェ
ット流を使用する点や、深達度が不確実で低換気をおこ
す場合も散見され、その理論とともにこの方式の確立に
は時間を要するものと考えられる。
〈発明の概要〉
この発明の目的は呼吸治療器に付加して呼吸治療を有効
に作用させる振動付加器を提供することにある。この発
明の他の目的は人工呼吸器に付加して肺胞系におけるガ
ス拡散を上昇させ、従来の呼吸方式による１回換気量を
気道内圧及び静脈還流の臨界点まで可能とする振動付加
器を提供することにある。
に作用させる振動付加器を提供することにある。この発
明の他の目的は人工呼吸器に付加して肺胞系におけるガ
ス拡散を上昇させ、従来の呼吸方式による１回換気量を
気道内圧及び静脈還流の臨界点まで可能とする振動付加
器を提供することにある。
この発明の振動付加器は呼吸治療器とその人体との結合
部との間の気体通路に挿入され、その気体通路の断面積
を周期的に変化させるように構成される。この周期的変
化にょシ前記気体通路を通過する気体に振動が重畳され
る。この発明の振動付加器は、例えば従来の陽圧式人工
換気方式の人工呼吸器の人体との気体通路に挿入して、
その呼気又は吸気或はその両者の気体の流れに、その呼
吸周期と比較して充分速い速度の気体振動を重畳させる
。
部との間の気体通路に挿入され、その気体通路の断面積
を周期的に変化させるように構成される。この周期的変
化にょシ前記気体通路を通過する気体に振動が重畳され
る。この発明の振動付加器は、例えば従来の陽圧式人工
換気方式の人工呼吸器の人体との気体通路に挿入して、
その呼気又は吸気或はその両者の気体の流れに、その呼
吸周期と比較して充分速い速度の気体振動を重畳させる
。
例えば第２図に示すように、人工呼吸器１１に蛇管よシ
なる吸気用気体通路１２及び呼気用気体通路１３の各一
端が連結され、これら気体通路１２ 、１３の各他端は
共通の気体通路１４の一端に連結され、気体通路１４の
他端はマウスピースや挿入管のような人体との結合部１
５と連結される。人工呼吸器１１はこの結合部１５を通
じて人体の肺１６と連通される。
なる吸気用気体通路１２及び呼気用気体通路１３の各一
端が連結され、これら気体通路１２ 、１３の各他端は
共通の気体通路１４の一端に連結され、気体通路１４の
他端はマウスピースや挿入管のような人体との結合部１
５と連結される。人工呼吸器１１はこの結合部１５を通
じて人体の肺１６と連通される。
共通気体通路１４に例えば熱線式流量計のセンサ１７が
装着され、センサ１７は流量計本体１８に接続され、流
量計本体１８の出力は記録計１９に記録される。
装着され、センサ１７は流量計本体１８に接続され、流
量計本体１８の出力は記録計１９に記録される。
人工呼吸器１１は陽圧式人工換気方式のもので、その人
工呼吸動作中においては一定時間陽圧気体が人工呼吸器
１１から吸気側気体通路１２に排出され、矢印２１で示
すように気体が結合部１５を通じて肺１６内に吹入され
、肺、胸郭の弾性にょシ肺１６から呼出された気体は矢
印２２で示すように結合部１５．呼気側気体通路１３を
通じて人工呼吸器１１に排出される。この時記録計１９
の記録は第１図Ａに示したような波形になシ、正は呼気
２３を負は吸気２４を示す。
工呼吸動作中においては一定時間陽圧気体が人工呼吸器
１１から吸気側気体通路１２に排出され、矢印２１で示
すように気体が結合部１５を通じて肺１６内に吹入され
、肺、胸郭の弾性にょシ肺１６から呼出された気体は矢
印２２で示すように結合部１５．呼気側気体通路１３を
通じて人工呼吸器１１に排出される。この時記録計１９
の記録は第１図Ａに示したような波形になシ、正は呼気
２３を負は吸気２４を示す。
この発明による振動付加器２５は第２図において例えば
吸気側気体通路１２に挿入される。この振動付加器２５
は気体通路１２の断面積を人工呼吸器１１の呼吸周期に
比べ充分速い速度で変化させる。この振動を呼気中も吸
気中も行う場合は、吸気用気体通路１２中を通過する気
体は振動が重畳されると共に、この振動は呼気用気体通
路１３内の気体にも同程度の大きさで重畳する。この時
の記録計１９の記録は例えば第１図Ｃに示すように、第
１図Ａの波形に振動２６が重畳されたものとなる。この
振動は第１図りに示すように呼気中にのみ重畳させても
よく、或は第１図Ｅに示すように吸気中にのみ重畳させ
てもよい。
吸気側気体通路１２に挿入される。この振動付加器２５
は気体通路１２の断面積を人工呼吸器１１の呼吸周期に
比べ充分速い速度で変化させる。この振動を呼気中も吸
気中も行う場合は、吸気用気体通路１２中を通過する気
体は振動が重畳されると共に、この振動は呼気用気体通
路１３内の気体にも同程度の大きさで重畳する。この時
の記録計１９の記録は例えば第１図Ｃに示すように、第
１図Ａの波形に振動２６が重畳されたものとなる。この
振動は第１図りに示すように呼気中にのみ重畳させても
よく、或は第１図Ｅに示すように吸気中にのみ重畳させ
てもよい。
〈振動付加器〉
振動付加器２５は例えば第３図に示すように構成される
。即ちシリンダ３１の周壁に給気口３２及び排気口３３
が設けられ、給気口３２．排気口３３でこの振動付加器
は第２図中の気体通路１２ 、１３ 、１４の何れかに
挿入される。シリンダ３１の一端はダイヤフラム３４で
閉塞され、ダイヤフラム３４の中心に駆動杆３５の一端
が固定され、駆動杆３５はシリンダ３１の軸心線上で外
部に突出され、他端は振動器３６に連結される。振動器
３６は例えばモータ３７の回転によりへ、ラド３８が回
転され、ヘッド３８にその回転中心から偏心した点に駆
動杆３５が連結されて構成される。
。即ちシリンダ３１の周壁に給気口３２及び排気口３３
が設けられ、給気口３２．排気口３３でこの振動付加器
は第２図中の気体通路１２ 、１３ 、１４の何れかに
挿入される。シリンダ３１の一端はダイヤフラム３４で
閉塞され、ダイヤフラム３４の中心に駆動杆３５の一端
が固定され、駆動杆３５はシリンダ３１の軸心線上で外
部に突出され、他端は振動器３６に連結される。振動器
３６は例えばモータ３７の回転によりへ、ラド３８が回
転され、ヘッド３８にその回転中心から偏心した点に駆
動杆３５が連結されて構成される。
可変電圧発生回路３９の出力が駆動回路４１を通じてモ
ータ３７へ供給されてモータ３７が回転される。この回
転速度に応じた周期でダイヤフラム３４が振動される。
ータ３７へ供給されてモータ３７が回転される。この回
転速度に応じた周期でダイヤフラム３４が振動される。
この例ではダイヤフラム３４の振動速度を必要に応じて
変化できるようにした。即ちモータ３７として直流モー
タが用いられ、可変電圧発生回路３９の調節部４２を調
節して可変電圧発生回路３９より駆動回路４１を通して
モータ３７へ供給する電圧を調節できるようにされる。
変化できるようにした。即ちモータ３７として直流モー
タが用いられ、可変電圧発生回路３９の調節部４２を調
節して可変電圧発生回路３９より駆動回路４１を通して
モータ３７へ供給する電圧を調節できるようにされる。
モータ３７はこれに供給される電圧の大きさに応じた回
転速度で回転する。
転速度で回転する。
第１図Ｃ、Ｄ、Ｅに示したように各種の振動重畳モード
があり、この例ではこれらを選択できるようにした場合
である。第２図中の流量計本体１８からの流量信号が入
力端子４３よｌ”波増幅回路４４へ供給される。この流
量信号は流量計のセンサ１７を吸気側気体通路１２に装
着した場合は、吸気モードで正に、呼気モードでゼロに
カシ、共通の気体通路１４に装着した場合は第１図Ａに
示したように呼気モードで正に、吸気モードで負になる
。いずれも人工呼吸器１１から気体ガスを送り出す′方
向あるいは逆の方向を正として、比較電圧を適正に設定
することにより、例えば吸気モードで１”、呼気モード
で“０゛というようなディジタル信号に変換することが
できる。流量計１８からの入力信号レベルは接続する流
量計により異るので、増幅して一部レベルにしておく必
要がある。また振動付加によシ周波数（１０〜１００Ｈ
ｚ程度）の振動が重畳するため、この影響による誤動作
が起らないようにする。即ち呼吸回数８〜３０回／分と
、振動周波数とが異ることにより低域通過ｒ波器にて呼
吸波成分を弁別する。端子４３の流量信号からｒ波増幅
回され、更に比較器４５でｔ１１１Ｚａ□”のディジタ
ル信号に変換される。こうして得られた弁別信号は、呼
吸気相弁別回路４６によシ、例えば吸気モードでｔｏ
１ ｒｒ、呼気モードで０”の信号と、その反転信号と
が取出される。
があり、この例ではこれらを選択できるようにした場合
である。第２図中の流量計本体１８からの流量信号が入
力端子４３よｌ”波増幅回路４４へ供給される。この流
量信号は流量計のセンサ１７を吸気側気体通路１２に装
着した場合は、吸気モードで正に、呼気モードでゼロに
カシ、共通の気体通路１４に装着した場合は第１図Ａに
示したように呼気モードで正に、吸気モードで負になる
。いずれも人工呼吸器１１から気体ガスを送り出す′方
向あるいは逆の方向を正として、比較電圧を適正に設定
することにより、例えば吸気モードで１”、呼気モード
で“０゛というようなディジタル信号に変換することが
できる。流量計１８からの入力信号レベルは接続する流
量計により異るので、増幅して一部レベルにしておく必
要がある。また振動付加によシ周波数（１０〜１００Ｈ
ｚ程度）の振動が重畳するため、この影響による誤動作
が起らないようにする。即ち呼吸回数８〜３０回／分と
、振動周波数とが異ることにより低域通過ｒ波器にて呼
吸波成分を弁別する。端子４３の流量信号からｒ波増幅
回され、更に比較器４５でｔ１１１Ｚａ□”のディジタ
ル信号に変換される。こうして得られた弁別信号は、呼
吸気相弁別回路４６によシ、例えば吸気モードでｔｏ
１ ｒｒ、呼気モードで０”の信号と、その反転信号と
が取出される。
一方駆動回路４１は、主として直流用ソリッドステート
リレーで構成され、その−次側をモード別切換スイッチ
４７により切換る。例えばスイッチ４７を呼気モードに
選択した場合は、弁別回路４６の出力信号のうち、呼気
で”１”、吸気で“０”の信号が駆動回路４１へ供給さ
れるため、呼気相でのみソリッドステートリレーの一次
側が”ＯＮ″′状態となシ、内蔵呼気モード表示用の発
光ダイオードが点灯する。これによりソリッドステート
リレーの二次側が呼気相で“ＯＮ”となシ、その“’Ｏ
Ｎ”の間、可変電圧発生回路３９がモータ３７に接続状
態となり、モータ３７が回転する。吸気相中は呼吸気相
弁別回路４６からの信号が０”となるため、前記ソリッ
ドステートリレーは”ＯＦＦ” 状態となり、可変電
圧発生回路３９とモータ３７との電気的接続は遮断され
てモータ３７は動作しない。
リレーで構成され、その−次側をモード別切換スイッチ
４７により切換る。例えばスイッチ４７を呼気モードに
選択した場合は、弁別回路４６の出力信号のうち、呼気
で”１”、吸気で“０”の信号が駆動回路４１へ供給さ
れるため、呼気相でのみソリッドステートリレーの一次
側が”ＯＮ″′状態となシ、内蔵呼気モード表示用の発
光ダイオードが点灯する。これによりソリッドステート
リレーの二次側が呼気相で“ＯＮ”となシ、その“’Ｏ
Ｎ”の間、可変電圧発生回路３９がモータ３７に接続状
態となり、モータ３７が回転する。吸気相中は呼吸気相
弁別回路４６からの信号が０”となるため、前記ソリッ
ドステートリレーは”ＯＦＦ” 状態となり、可変電
圧発生回路３９とモータ３７との電気的接続は遮断され
てモータ３７は動作しない。
モード切換スイッチ４７の切換えによシ呼気モードの他
に吸気モード、連続モードを選択することができる。更
にこの例では重畳する振動のダイナミックレンジを変化
することができるようにした場合である。ダイナミック
レンジの変化のために、第３図においてはシリンダ３１
内にピストン４８が設けられ、ピストン軸４９はシリン
ダ３１のダイヤフラム３４と反対の端板５１から外部に
突出される。ピストン軸４９は周面にねじが切られてお
シ、端板５１の外側に回動自在に保持筒５２が保持され
、保持筒５２の周囲に形成されたねじにピストン軸４９
が螺合して挿通される。保持筒５２に歯車５３が取付け
られ、歯車５３に歯車５４が歯合され、歯車５４はモー
タ５５の軸に取付けられる。制御部５６のダイナミック
レンジ設定部５７の二つのスイッチを選択的に制御して
、モータ５６を正転、逆転、停止制御することができる
ようにされる。更にピストン軸４９の突出端に検出用ノ
ブ５８が取付けられ、検出用ノブ５８の移動上において
、ピストン移動範囲設定用マイクロスイッチ６１ 、６
２が配される。ピストン４８の周面とシリンダ３１の内
周面との間にはシールリング６３が介在される。
に吸気モード、連続モードを選択することができる。更
にこの例では重畳する振動のダイナミックレンジを変化
することができるようにした場合である。ダイナミック
レンジの変化のために、第３図においてはシリンダ３１
内にピストン４８が設けられ、ピストン軸４９はシリン
ダ３１のダイヤフラム３４と反対の端板５１から外部に
突出される。ピストン軸４９は周面にねじが切られてお
シ、端板５１の外側に回動自在に保持筒５２が保持され
、保持筒５２の周囲に形成されたねじにピストン軸４９
が螺合して挿通される。保持筒５２に歯車５３が取付け
られ、歯車５３に歯車５４が歯合され、歯車５４はモー
タ５５の軸に取付けられる。制御部５６のダイナミック
レンジ設定部５７の二つのスイッチを選択的に制御して
、モータ５６を正転、逆転、停止制御することができる
ようにされる。更にピストン軸４９の突出端に検出用ノ
ブ５８が取付けられ、検出用ノブ５８の移動上において
、ピストン移動範囲設定用マイクロスイッチ６１ 、６
２が配される。ピストン４８の周面とシリンダ３１の内
周面との間にはシールリング６３が介在される。
ピストン４８の移動によシ、ダイヤフラム３４及びピス
トン４８間のシリンダ３１の容積が変化することによシ
、重畳振動のダイナミックレンジを変化させる。ピスト
ン４８の移動は、モータ５５を回転させることにより保
持筒５２を回転させて行う。ピストン４８のダイヤフラ
ム３４側の移動限界点、つまり死点テハ、マイクロスイ
ッチ６１のレバーを検出用ノブ５８が押すことにより、
またピストン４８の端板５１側の死点ではマイクロスイ
ッチ６２のレバーを検出用ノブ５８が押すことによシそ
れぞれ検出され、この検出出力は制御部５６に入力され
て、モータ５６に対する電流を遮断してモータ５５を停
止する。
トン４８間のシリンダ３１の容積が変化することによシ
、重畳振動のダイナミックレンジを変化させる。ピスト
ン４８の移動は、モータ５５を回転させることにより保
持筒５２を回転させて行う。ピストン４８のダイヤフラ
ム３４側の移動限界点、つまり死点テハ、マイクロスイ
ッチ６１のレバーを検出用ノブ５８が押すことにより、
またピストン４８の端板５１側の死点ではマイクロスイ
ッチ６２のレバーを検出用ノブ５８が押すことによシそ
れぞれ検出され、この検出出力は制御部５６に入力され
て、モータ５６に対する電流を遮断してモータ５５を停
止する。
この構成において人工呼吸器１１からの気体は給気口３
２よシシリンダ３１を通シ、排気口３３よシ出て肺１６
へ供給される。つ−ｔ′シシリンダ３１は気体通路の一
部を構成しているが、この気体通路の断面積がダイヤフ
ラム３４の振動によシ変化され、よってシリンダ内の気
体が瞬時的に圧縮されたり拡大されたりされ、つまり圧
力が強弱変化され、気体通路を通過する気体に振動が与
えられる。モード切換スイッチ４７の切替えにより、第
１図Ｃに示したように連続的に振動を重畳する場合、第
１図り。
２よシシリンダ３１を通シ、排気口３３よシ出て肺１６
へ供給される。つ−ｔ′シシリンダ３１は気体通路の一
部を構成しているが、この気体通路の断面積がダイヤフ
ラム３４の振動によシ変化され、よってシリンダ内の気
体が瞬時的に圧縮されたり拡大されたりされ、つまり圧
力が強弱変化され、気体通路を通過する気体に振動が与
えられる。モード切換スイッチ４７の切替えにより、第
１図Ｃに示したように連続的に振動を重畳する場合、第
１図り。
Ｅに示したように呼気中のみ又は吸気中のみ振動を重畳
する場合を選択することができる。この実施例ではピス
トン４８の位置を変更することによシ、シリンダ３１内
の有効容積が変えられ、ダイヤフラム３４の振動にもと
づくシリンダ３１内の容積変化は一定であるから、重畳
する振動の振幅と、呼吸振幅との比が変化され、つまシ
ダイナミックレンジが変化する。
する場合を選択することができる。この実施例ではピス
トン４８の位置を変更することによシ、シリンダ３１内
の有効容積が変えられ、ダイヤフラム３４の振動にもと
づくシリンダ３１内の容積変化は一定であるから、重畳
する振動の振幅と、呼吸振幅との比が変化され、つまシ
ダイナミックレンジが変化する。
〈効 果〉
このようにこの発明の振動付加器によれば、人工呼吸器
に付加して呼気又は吸気又はその両者に振動を重畳させ
ることができる。吸気モードでの振動は肺胞膜における
気体拡散を上昇させることになる。即ち気体拡散はＦｉ
ｃｋの法則とＷｅｉｂｅｔの気道断面積モデルとから考
えると、乱流を発生させ、乱流拡散により人工呼吸器か
らの気体を肺末梢に到達させるようになる。吸気モード
での振動付加は、この乱流を発生させて乱流拡散によシ
肺末梢に気体を到達させることになる。つまシ肺に気体
相から振動を与えることで気体交換効率を高め、肺水腫
を中心とする低コンプライアンス肺病変（ＩＲＤＳ：新
生児呼吸促迫症候群’Ｉ ＡＲＤＳ ：成人呼吸促迫症
候群など）に対し、ガス交換を助長することができる。
に付加して呼気又は吸気又はその両者に振動を重畳させ
ることができる。吸気モードでの振動は肺胞膜における
気体拡散を上昇させることになる。即ち気体拡散はＦｉ
ｃｋの法則とＷｅｉｂｅｔの気道断面積モデルとから考
えると、乱流を発生させ、乱流拡散により人工呼吸器か
らの気体を肺末梢に到達させるようになる。吸気モード
での振動付加は、この乱流を発生させて乱流拡散によシ
肺末梢に気体を到達させることになる。つまシ肺に気体
相から振動を与えることで気体交換効率を高め、肺水腫
を中心とする低コンプライアンス肺病変（ＩＲＤＳ：新
生児呼吸促迫症候群’Ｉ ＡＲＤＳ ：成人呼吸促迫症
候群など）に対し、ガス交換を助長することができる。
一方呼気モードに振動付加を行うと、気道内圧を間歇的
に陽圧に保ち、閉塞された末梢気道を開通させて肺内シ
ャント、即ち肺の換気領域を通過しないで動脈系に入る
血液を解消させ、また肺胞の虚脱を防止する働きのある
ＰＥＥＰ （呼気の終りにおいても気道内を陽圧に保つ
手法によシ得られた陽圧）に近い効果で静脈還流障害が
少なくなる利益も得られる。つまり振動付加は呼吸数を
多くして補うことになり、これによ９１回換気量を減ら
して平均気道内圧を下げ、肺への加圧障害や循環抑制を
少なくすることができる。
に陽圧に保ち、閉塞された末梢気道を開通させて肺内シ
ャント、即ち肺の換気領域を通過しないで動脈系に入る
血液を解消させ、また肺胞の虚脱を防止する働きのある
ＰＥＥＰ （呼気の終りにおいても気道内を陽圧に保つ
手法によシ得られた陽圧）に近い効果で静脈還流障害が
少なくなる利益も得られる。つまり振動付加は呼吸数を
多くして補うことになり、これによ９１回換気量を減ら
して平均気道内圧を下げ、肺への加圧障害や循環抑制を
少なくすることができる。
呼気、吸気モード別に振動付加を行うととによシ、それ
ぞれの効果を独立して引き出すことによシ、呼吸不全患
者の状態に合わせた治療を行うことができる。しかも従
来の人工呼吸器の吸気及び呼気通路に簡単に装着でき、
患者の病態にあわせた換気方式をとることができる。ま
た吹入療法との併用によシ、吹入効率を上昇させること
もできるＯ また前記実施例では振動周波数とダイナミックレンジと
を独立に調整することができる。なお付加する振動の大
きさは１回換気量の１／４程度が好ましく、気道圧変化
で±３〜５ ｃｍ Ｈ２０程度がよい。
ぞれの効果を独立して引き出すことによシ、呼吸不全患
者の状態に合わせた治療を行うことができる。しかも従
来の人工呼吸器の吸気及び呼気通路に簡単に装着でき、
患者の病態にあわせた換気方式をとることができる。ま
た吹入療法との併用によシ、吹入効率を上昇させること
もできるＯ また前記実施例では振動周波数とダイナミックレンジと
を独立に調整することができる。なお付加する振動の大
きさは１回換気量の１／４程度が好ましく、気道圧変化
で±３〜５ ｃｍ Ｈ２０程度がよい。
また付加振動の周波数は患者の固有振動数に合せて変化
させることが好ましい。ダイヤフラム３４の振動はモー
タを用いることなく、電磁的に駆動してもよい。
させることが好ましい。ダイヤフラム３４の振動はモー
タを用いることなく、電磁的に駆動してもよい。
前述においてはこの発明の振動付加器を人工呼吸器に付
加したが、他の呼吸治療器に付加してもよい。例えば第
４図に示すように加湿吸入器（ネプライザ）７１より加
湿気体を、気体通路７２を通じて人体との結合部１５よ
り肺１６内へ吸入させて治療を行うことがある。この場
合従来においてはその加湿気体の供給は第５図人に示す
ように一定の流量で行っていたが、気体通路７２に振動
付加器２５を挿入して第５図Ｂに示すように供給流量に
振動を与える。この振動により、加湿気体の深遠度が向
上し、例えば喀痰を促し、楽な呼吸が行えるようになる
。なお第４図において呼気は結合部１５から外部へ放出
される。
加したが、他の呼吸治療器に付加してもよい。例えば第
４図に示すように加湿吸入器（ネプライザ）７１より加
湿気体を、気体通路７２を通じて人体との結合部１５よ
り肺１６内へ吸入させて治療を行うことがある。この場
合従来においてはその加湿気体の供給は第５図人に示す
ように一定の流量で行っていたが、気体通路７２に振動
付加器２５を挿入して第５図Ｂに示すように供給流量に
振動を与える。この振動により、加湿気体の深遠度が向
上し、例えば喀痰を促し、楽な呼吸が行えるようになる
。なお第４図において呼気は結合部１５から外部へ放出
される。
第１図はこの発明の説明に供するだめのもので、呼吸気
体通路内の流量例を示す図、第２図はこの発明による振
動付加器の適用例を示す図、第３図はこの発明による振
動付加器の一例を示す図、第４図はこの発明の振動付加
器の他の応用例を示すブロック図、第５図は第４図の説
明に供する図である。 １１：人工呼吸器、１２：吸気側気体通路、１３：呼気
側気体通路、１４：共通気体通路、１５：結合部、１６
：肺、１７：流量センサ、２５：この発明の振動付加器
、３１ニジリンダ、３４：ダイヤフラム、３６：振動器
、４３：流量計出力入力端子、４７：モード切換スイッ
チ、４８：ピストン。・ 特許出願人 株式会社三陽電機製作所松延政− 代理人 草野 卓 沖 １ 図 丼２図 ７１７４ 図
体通路内の流量例を示す図、第２図はこの発明による振
動付加器の適用例を示す図、第３図はこの発明による振
動付加器の一例を示す図、第４図はこの発明の振動付加
器の他の応用例を示すブロック図、第５図は第４図の説
明に供する図である。 １１：人工呼吸器、１２：吸気側気体通路、１３：呼気
側気体通路、１４：共通気体通路、１５：結合部、１６
：肺、１７：流量センサ、２５：この発明の振動付加器
、３１ニジリンダ、３４：ダイヤフラム、３６：振動器
、４３：流量計出力入力端子、４７：モード切換スイッ
チ、４８：ピストン。・ 特許出願人 株式会社三陽電機製作所松延政− 代理人 草野 卓 沖 １ 図 丼２図 ７１７４ 図
Claims (1)
- （１）呼吸治療器と人体との結合部との間の気体通路に
挿入され、その気体通路の断面積を周期的に変化させて
その気体通路を通過する気体に振動を重畳させる呼吸治
療用振動付加器。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20389882A JPS5991969A (ja) | 1982-11-19 | 1982-11-19 | 呼吸治療用振動付加器 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20389882A JPS5991969A (ja) | 1982-11-19 | 1982-11-19 | 呼吸治療用振動付加器 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5991969A true JPS5991969A (ja) | 1984-05-26 |
| JPH0118746B2 JPH0118746B2 (ja) | 1989-04-07 |
Family
ID=16481537
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20389882A Granted JPS5991969A (ja) | 1982-11-19 | 1982-11-19 | 呼吸治療用振動付加器 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5991969A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1986003128A1 (en) * | 1984-11-22 | 1986-06-05 | Senko Medical Instrument Mfg. Co., Ltd. | High-frequency artificial respiratory apparatus |
| JP2013507147A (ja) * | 2009-10-11 | 2013-03-04 | レスピノヴァ リミテッド | 脈動薬物伝達プロトコル及び方法 |
| JP2017514558A (ja) * | 2014-05-02 | 2017-06-08 | イノ セラピューティクス エルエルシー | 治療ガスが必要で、少なくとも圧力及び／又は流量を変化させる人工呼吸器から呼吸ガスを受け取る患者へ、促進治療ガス（ｎｏ）流量測定器を使用して、治療ガスを供給するシステム及び方法 |
| JP2018518293A (ja) * | 2015-06-26 | 2018-07-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 陽圧パルス心肺蘇生デバイス |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57185869A (en) * | 1981-05-11 | 1982-11-16 | Sanyou Denshi Kogyo Kk | Artificial breathing apparatus |
| JPS585447U (ja) * | 1981-07-03 | 1983-01-13 | 泉工医科工業株式会社 | 万能型人工呼吸器 |
| JPS58101651U (ja) * | 1981-12-28 | 1983-07-11 | 株式会社 セントラルユニ | 人工呼吸器 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS585447B2 (ja) * | 1975-11-26 | 1983-01-31 | 沖電気工業株式会社 | シヨウガイハンダンホウシキ |
-
1982
- 1982-11-19 JP JP20389882A patent/JPS5991969A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57185869A (en) * | 1981-05-11 | 1982-11-16 | Sanyou Denshi Kogyo Kk | Artificial breathing apparatus |
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| JPS58101651U (ja) * | 1981-12-28 | 1983-07-11 | 株式会社 セントラルユニ | 人工呼吸器 |
Cited By (6)
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| JP2017514558A (ja) * | 2014-05-02 | 2017-06-08 | イノ セラピューティクス エルエルシー | 治療ガスが必要で、少なくとも圧力及び／又は流量を変化させる人工呼吸器から呼吸ガスを受け取る患者へ、促進治療ガス（ｎｏ）流量測定器を使用して、治療ガスを供給するシステム及び方法 |
| JP2022091773A (ja) * | 2014-05-02 | 2022-06-21 | マリンクロット ホスピタル プロダクツ アイピー リミテッド | 患者の呼吸回路の吸気肢部における呼吸ガス内に治療ガスを供給するシステムの作動方法 |
| US11623054B2 (en) | 2014-05-02 | 2023-04-11 | Mallinckrodt Pharmaceuticals Ireland Limited | Systems and method for delivery of therapeutic gas to patients, in need thereof, receiving breathing gas from a ventilator that varies at least pressure and/or flow using enhanced therapeutic gas (NO) flow measurement |
| JP2018518293A (ja) * | 2015-06-26 | 2018-07-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 陽圧パルス心肺蘇生デバイス |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0118746B2 (ja) | 1989-04-07 |
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