JPS62194867A - 高周波発振通風装置及び方法 - 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】 発明の背景 （発明の分野） 本発明は一般には空気呼吸動物の換気の維持を行う通風
装置に関係し、特に患者に供給する呼吸用空気を患者の
通常の呼吸よシも高い周波数で振動する高周波通風装置
に関係する。

（関連技術） 咄乳動物の呼吸を助勢する医療器の使用はよく知られて
いる。この医療器は大気圧よりもわずかに高い圧力で酸
素を供給する簡単な構造の酸素マスク又は酸素テントの
場合もある。このような医療器は単に人が呼吸すること
を助ける。

高周波で作動する通風装置は以前にも提案されてきた。

以前知られた３つの型の高周波通風装置、即ちフロー継
続器、ジェット通風装置及び高周波発振通風装置である
。後者は米国特許Ａ２９１８．９１７（エマーソン）に
代表される如く患者に対し供給ガス体を振動する往復隔
膜を用いている。この振動は自然の又は人工に依る被験
者の呼吸作用を補足するもので例えば−分間に１００回
から１５００回以上の振動回数で行われる。このエマー
ソンに依る装置は患者の気道及び関係器管を振動する目
的に設計しであるが、高周波の撮動で気道内で気体がよ
り速く拡散しそれによシ呼吸機能全助勢することがエマ
−ノン自身にも確認されている。しかし、このエマーソ
ンの装置は患者の呼吸をそれだけで完全に維持すること
はできず１５Ｍ者の自然の呼吸又は人工的に吸気吐気作
用を起す装置を仲介として用いる必要がある。

第２の型の高周波通風装置である、フロー継続器は高圧
力源の気体全オン、オフのスイッチする弁を使用する。

このような装置に３つの不利益がある。第１は、開口位
＋ｉｔ、に弁棒を有する危険であシ、これによって非常
な高圧に患者をさらす。別の問題は呼吸気体は高速で気
管に入る事実に関係する。高速は入口の点で気管の侵食
と熱を生じる。

さらに、患者に供給されるすべての外部エネルギーは吸
気へと向い、粘液及び分泌物全肺の中へと進めそして吐
気のために肺及び胸筋のコンプライアンスにのみ頼る。

結局、フロー断続器は肺及び胸筋のコンプライアンスの
ほぼ限界である、３Ｈｚ以上の周波数の小さな値を有す
る。

第３の型の高周波通風装置は米国特許 ＆４２６５２３７　（シュワンポン他）に代表されるジ
ェット・パルス型通風装置である。このシュワンボンそ
の他に依る装置は思考の完全な換気を行う高周波高圧の
空気パルス全発生する。その患者の明細に従うと呼吸・
ξルスは０．２バール（２０９ｃｒｒＬＨ２０）から２
．７バー”　（２７９７，２ｃｍＨ２Ｏ）の圧力で送り
込まれる。この圧力は吸気に於ける肺の膨張に充分な値
である。吐気は空気噴射の停止後の肺の自然なコンプラ
イアンスに依って起る。従って、シュワンボンその他に
依る装置は患者の完全な呼吸換気の為の肺のコンプライ
アンスに依存スる必要があるという事が分る。肺のコン
プライアンスが低い場合、より大きい圧力を用いなけれ
ばナラナい。このシュワンボンその他の特許に依る装置
は患者の自然呼吸用の低圧ガス供給源を備えている。こ
のような噴射パルス型通風装置はある応用分野に於いて
は有用であるが、もっばら実用性がなく一定の応用に制
限される。例えば、硝子臆病にかかつている如き新生児
の呼吸を支持するために使用されるとき、赤児は気道の
気体の高速度ジェットの衝撃によって生じる侵食に基づ
き、気道に対して実質上の傷害をしばしば受ける。さら
に、フロー断続器のように、患者に供給されるすべての
エネルギーは吸気中であり、分泌物を肺の中へと推進さ
せる。

米国特許Ａ　４１５５３５６　（ヴイネガス）は高周波
のパルスを用いて患者の気道を拡げている間患者の自刃
呼吸又は体積通風装置に依る換気を行うようにした呼吸
補助装置を開示している。エマーワンの装置同様このヴ
イネガスの装置も患者の完全な呼吸維持を行うことがで
きず、患者の生命維持に自然の呼吸サイクル又は体積型
通風装置の使用に依存しなければならない。

空気呼吸する動物の通常の呼吸機能は胸腔の膨張に依っ
て起されるものと思われる。この膨張に依り多数ある肺
胞の外側に負圧が生じる。この時多数の肺胞が空気の流
れを受け、空気の移動が起り、肺胞に酸素を含む気体が
補給され二酸化炭素を含む気体が除かれる。体内への酸
素の取シ込みは酸化として述べられ、そして体内から二
酸化炭素の除去は換気として述べられる。肺胞のコンプ
ライアンスにより圧力に対応して肺胞が膨張収縮する。

胸腔が膨張し肺胞の外側に負圧が生じると、それに依シ
肺胞が膨張し圧力変化に依る肺胞内への空気の流入が起
るものと思われる。吐気は、胸腔の膨張全綴め肺胞の外
側の圧力を上昇させると、弾性の肺胞はその大きさを減
少させ、気体の排出が起る。

知られる限シに於いては、市販の従来技術に依る通風装
置は所定量の空気が患者に与えられるか又は所定圧力に
達するまで肺を風船の様に膨すのに正の高空気圧を用い
ている。従来の機械通風装置の動作と使用は、イヤー・
ブック・メディカル出版社のラテンボルグ（Ｒａｔｔｅ
ｎｂｏｒｇ）編集による機械通風装置の医療用途（Ｃ１
ｉｎｉｃａｌ　Ｖｅｅ　ｏｆ　Ｍｅｃａ−ｎｉｃａ１Ｖ
ｅｎｔｉ’１ａｔｉｏｎ）と題する１９８１年の本の４
６〜６ｏ−’！−ジのケストナー（Ｋｅｓｔｎｅｒ　）
による機械通風装置（Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ　Ｖｅｎｔ
ｉｌａｔｏｒ　）に要約されている。過大な圧力を使う
と、肺胞のコンプライアンス即ち弾性が減少する。しま
いには肺胞に損傷が起り気体を排出する機能従って酸素
と二酸化炭素の交換機能が行われなくなる。

患者を通風装置に掛けた場合、肺胞内で充分な酸化と通
風が行われているか否かを確める為に血液内気体の観測
が行われる。血液内気体が悪化すると、従来の装置では
肺へ流入する気体の圧力全増大することで問題解決を計
らねばならない。圧力の増大は肺胞のコンプライアンス
及び弾性に及ぼす影響が犬きくなシ、ひいては肺の損傷
につながる。それにより人は実質的に装置なしでは呼吸
機能を保つことができなくなり、装置をはずすには段階
的に使用を減少されるほかなかった。

患者の肺に疾患がないとき、肺は自刃で膨張及び収縮し
て肺胞内で気体の体積交換を行うため、低吸気圧力が使
用できる。肺に疾患がある場合、肺が充分な換気即ち肺
胞内での気体交換を行うことができない。この場合、気
体交換全助勢する手段が必要となっている。

従来の通風装置の換気性能の障害は通常吐気過程に於け
る障害に始まる。すでに述べた如く、血液内気体が悪化
した際の気体交換を増加する従来の方法は肺に入る気体
の圧力を増すことであった。

肺は短時間なら小さい超過圧力に耐えることができ恒久
的損傷を残さない。しかし過圧状態全持続すると肺胞の
コンプライアンスに影響を及ぼす。

肺胞がその弾性の限界を超えると水胞または破裂が起９
、肺胞の気体交換機能全破壊しさらに他の併発症を起す
。

通常の呼吸では、肺胞は気体交換が千金な気体交換を行
い得ない点まで収縮するものと思われる。

肺胞全回び膨張させるには、各肺は吐気で肺胞を−ばい
に再膨張させる。普通に息全吸うことで肺胞を収縮させ
るので、定期的な吐気を行わないと致命的な結果となる
。

発明の目的 本発明は患者の肺を過乗に加圧することなく十分な酸化
及び換気の維持に必要な充分な気体交換を行う通風装置
を提供することを目的とする。

本発明の他の目的は肺胞のコンプライアンスに対して有
害な変化を生じない通風装置全提供することである。

本発明の別の目的は空気呼吸患者の千金な酸化及び換気
の為に肺内部の気体の高度な分子的拡散と同時に充分な
量の空気交換を提供することである。

本発明のさらに他の目的は肺から流動状及び粘液状物質
を取り除くだめに粘液毛様体上にすきま全提供すること
である。

本発明のさらに別の目的は患者が定期的に吐気し充分に
肺１１’、Ｌｌ　ｆ膨まずことが出来る方法を提供する
ことである。

本発明の別の目的は過熱することなく高電力水準で動作
できる高周波発振通風装置用の駆動装置を提供すること
である。

本発明の別の目的は低い気道平均圧力で動作する高周波
発振通風装置を提供し、それによって圧力傷害による肺
損傷の危険を減少することである。

本発明の別の目的は、高周波通風装置と低い気道平均圧
力とを結合する通風装置を提供し、これによって、頭蓋
内の圧力が減少しそして肺又は胸腔の動きがほとんど無
い事実にもとづき、特に胸腔及び頭部における外科的処
置を容易にすることである。

本発明の別の目的は、選択された期間を有する極性電気
信号、周波数及び振幅を気体における極性圧力波へ変換
できる、高周波発振通風装置を提供することである。

本発明の別の目的は、駆動装置によって生成される圧力
波の周期、周波数、振幅が通風装置の使用のために要求
される条件に従って変化され得る高周波、発振通風装置
を提供することである。

本発明の別の目的は、空気呼吸患者へ供給される気体の
流れにおいて極性方形波を生じる高周波、発振通風装置
を提供することである。

本発明の別の目的は、吐気に対する吸気の比が通風装置
が使用されているもとての特定の条件に従って選択的に
変えられる、高周波、発振通風装置を提供することであ
る。

本発明の別の目的は、単一の気体源が駆動装置を冷却し
かつ通風装置のうえで維持されている患者のために呼吸
気体を与えるだめの両方に使用される、高周波発振通風
装置用の駆動装置を提供することである。

本発明の別の目的は、患者に通風するために患者の死腔
景よりも小さい呼吸量及び低気道圧力を使用する高周波
発掘通風装置全提供することである。

本発明の別の目的は、麻酔法を管理するために使用でき
、外科的方法の終りで、急檄な洗浄出力を与えそして麻
酔された患者の急な回復を行う、高周波発振通風１、ム
置ヲ提供することである。

本発明の別の目的は、本発明の高周波発振通風装置と共
に使用される二重管腔気管内を提供することである。

これらの目的及びこの開示の利益を有する当業者に明ら
かな別の目的は、気体源、磁石及びその中に設けられた
隔膜状（ダイヤフラム状）にシールされたピストンを含
むハウジング、及び気体源からピストンの第１の側のハ
ウジング内の空隙まで気体の流れを導く装置、を含む高
周波発振通風装置によって達成される。コイルがピスト
ンの第１の側に設けられる。装置がハウジングの中に備
えられ、気体源によって供給される気体流をピストンの
第１の側へ導き、コイルの周り及びハウジングを通して
大気へと導き、これによってコイルを冷却する。装置は
、気体源、ピストンの第２の側のハウジング内の空間及
び患者の気道を結合するために与えられ、コイルの電流
の極性を反転し、これによって電磁石に関しハウジング
内で後及び前方の移動を生じる。コイルの前進及び後進
は、コイルとピストン間の結合による接続装置における
気体流の極性化された圧力波を生じる。

本発明は、また、磁石を含みそしてその中に隔膜状にシ
ールされたピストンを有するハウジング、ピストンの第
１の側のハウジングの中の空間を気体流と結合するよう
に動作可能である・・ウジングの中の装置、及びピスト
ンの第１の側に設けられたコイルを含む、高周波発振通
風装置用の駆動装置へと導かれる。ピストンの第１の側
に供給される気体流をコイルの周り及びハウジングを介
して大気へと導くように動作する、・・ウジング内の装
置が備えられ、これによりコイル全冷却する。ピストン
の第２の側のハウジング内の空間、患者の気道及び気体
流は接続装置によって接続され、そして装置がコイルの
中の電流の極性を変換動作可能に与えられ、これによっ
てハウジングにおいて電磁石に関してコイルを後及び前
進移動させて接続装置における気体流に極性化された圧
力波全発生する。

本発明はまた、駆動装置に設けられた隔膜状にシールさ
れたピストンの第１及び第２の側の両方に気体流を同時
に供給し、そして駆動装置内部でピストンを後及び前に
移動する装置を介してピストンの第１の側に供給される
気体流を導入し、これによって駆動装置を冷却する工程
を含む、患者を通風する方法に関係する。ピストンは所
定距離以上駆動装置内で前後に移動され、これによりピ
ストンの第２の側に供給される気体流に極性圧力波を生
じる。ピストンの第２の側に供給される気体流は患者の
肺の中に導かれ、そしてその気体流は患者の肺から大気
へと直送される。本方法はピストンの両側の圧力の平衡
化全付加的に含んでいる。

本発明は、ここに述べられる高周波通風装置と関連した
使用のだめの二重管腔気管内管を提示し肢管は高周波発
振通風装置と接続のためその一端に備品を有する細長い
第１の管と、該第１の管の長さ部分に沿って第１の管と
並行に延びる同中心の細長い第２の管とを含む。完全な
第２の管は第１の管の長さ沿ったある点で第１の管から
離れ、第１の管が患者の気道へ同心の第１及び第２の管
の挿入を許容し、患者の気道の中へ挿入されたときに患
者の外側のある点で第２の管が第１の管から離れるよう
にする。膨張可能なカフは、同中心の第１及び第２の管
の間の比較的空密なシール全行い、そして患者の気道が
その長さに沿った適当な位置において管全体に設けられ
ている。

実施例の説明 この明細書で使用される、′患者”なる言葉は人間の患
者及び他の空気で呼吸する動物の患者全両者に言及して
使用されている。

本発明の実施例は可変周波数、可変周期方形波信号全生
成する信号発生器を用いる通風装置である。この信号は
可変電圧を出力するアンプに導びかれる。極性変換器は
方形波を極性方形波に変換する。該アンプは正逆転リニ
ア・モーターを駆動し、この正逆転ＩＪ　ニア・モータ
ーは通風装置内の気体にエネルギーを付与する隔膜に連
結している。

それに依シ生じた圧力波は正の傾斜を伴う第１部分と負
の傾斜うＪ伴う第２部分を含む。これが被験者の気道内
にｉ！？吸空気を出入させる。該方形波が極性金有する
という事実から、被験者の気道内静圧に対し、各サイク
ルごとに正と負の圧力を発生させる。

第１図には本発明に依って構成される高周波通風装置ａ
〔が略図で図示しである。通風装置α０は信号発生器（
ｌＩＦｉ−含む。トグル・スイッチ（１２１ＯＮすると
、時間メーター（Ｔ）が作動全開始し、信号発生器（１
１１が作動を開始し、信号発生器αＤが作動を始める。

調節つまみθ３は互換的に選択される２つのチャンネル
のうちひとつを選択するのに用いられる。

メーター（１４１は選択されたチャンネルを通る信号の
周波数を表示する。各調節つまみα９、ｌｅはそれぞれ
第１及び第２チヤンネルの周波数を設定し、各調節つま
み（１５α）、（１６α）はそれぞれ第１及び第２チヤ
ンネルの吸気／吐気率（Ｉ／Ｅ率）を設定するのに用い
られる。メーターαηは生成された方形波信号の周期を
表示し、この周期は工／Ｅ率と一致する。本装置はＩ／
Ｅ率’ｉ８０：２０から２０　：　８０にまで調節可能
であシ、この範囲は装置の臨床応用に於ける必要な信号
波を得るのに有用である。このエフＥ率は通気サイクル
の吐気過程即ち負期間に対する吸気過程即ち正期間の割
合のことである。

混合タイマはスイッチＳＷと調整つまみ（至）と（３０
）によシ制御される。スイッチ（ＳＷ）６０　Ｎ　Ｌ、
調節つまみａ３で第一チャンネルを選択してから調節つ
まみ＠を設定すると系が第１チヤンネルで作動するのに
要する所定の第１期間が得られる。この所定の第一期間
の最後に混合タイマーは装置を第２チヤンネルに切替え
、調節つまみ艶で設定した第２の所定期間の作動全行う
。第２の所定期間が経過すると、装置は再び第１チヤン
ネルに戻り、第１の所定期間作動する。装置はスイッチ
（ＳＷ）がＯＮの位置にある間、第１と第２のチャンネ
ルの間を周期的に切替シながら作動を続ける。

信号発生器αＢの生成する信号は可変周波数、可変周期
の方形波である、この信号はアンプＱ８１に導びかれ、
アンプＱ８１は信号発生器αＤに接続しである。

高周波通気は、患者の休息呼吸周波数よシもほぼ２倍以
上大きい何らかの形態の通気と考えられている。アンプ
α印の出力はメーター（Ｉつに表示され、利得は第１及
び第２チヤンネルをそれぞれ制御する調節つまみの、（
２１）に依り調節される。アンプ囮の出力する信号は可
変電圧、可変周波数、可変周期方形波である。

アンプＱ８１の信号はそのアンプに接続されている極性
変換機（２２１に供給される。極性変換機（２２１は方
形波の分極と電源とリニア・モーター□□□間の接続と
いう二重の機能を行う。

リニア・モーター（２３）は隔膜（ダイヤフラム）（２
４）（第１図に単一線として概略図示され、第６図及び
第７図の説明と関係して以下に注意するように、隔膜２
４は実際には２個の半分部１００と１０１が含まれてい
る）に接続されたピストン（１０２）　ｉ含み、隔膜（
２４）は機械的運動を気体上の圧力波に変える。

ピストン（１０２）はエネルギを接続装置、即ち管（２
ツの中の気体へと伝達する。好ましい実施例において、
糸路（２８）はピストン（１０２）の−側止の空間金管
（２句に接続する装置として備えられ、これによりピス
トン（１０２）の両側の圧力を等しくする。弁（２７）
は、論述されるように、ピストン（１０２）の両側の圧
力を等しくする目的でさらに糸路玉に備えられる。

糸路（２６１は管（ハ）と気体源（図示されてない）に
接続する気体伝導装置を与える。管（２艶は糸路（２９
とピストン（１０２）の第１の側の空気の柱を患者（ま
た、図示されてない）の肺に接続する。弁（５）はピス
トン（１０２）の第１及び第２の側の両方に圧力を許容
し、管（ハ）の中の気道内平均圧力を等しくする。気道
内平均圧力において、平均化のために変化が波形に影響
しないと信じられている。気道内平均圧力（ＭＡＰ）は
患者の気道の平均圧力である。その中に弁を持った糸路
（第１図に図示されてない。

第９図に糸路は参照符号（７Ｅ９で示され、弁は符号σ
ａで与えられている）が与えられ、この糸路を介して気
体が患者の肺を出る。弁ｔ７ｇＩ（第９図参照）は約３
〜約１４０　ｃｍＨ２０の気道内平均圧力を変えること
ができ、その上限は肺が損傷する圧力に負っている。通
常、弁は約３〜約３０αＨ２０の範囲に設定されるだろ
う。

第２図ｉ！照すると、高周波発振器００）の斜視図が示
されている。高周波発根器０■は第１，３及び５図に示
されるように信号発生器と極性変換器（符号されてない
）を含む。制御パネルの５！に設けられたスイッチ（１
２＋がオン位置に動かされるとき、第３図に示されるよ
うに信号発生器旧）に電力が供給される。制御つまみ０
３１は交互に選択される２チヤンネルのひとつ全選択す
る。メータ（１４１は、信号が選択されたチャンネルの
ために発生するとき、周波数のディジタル読み出しを与
える。制御つまみａ力と（１６）は夫々第１及び第２の
チャンネル用の周波数を設定する。これらのチャンネル
は約５　Ｆｉｚ（分画υ３００サイクル）以上から約５
０Ｈｚ（分当り３０００サイクル）まで調節できる。

制御つまみ（１５α）と（１６α）は夫々第１と第２の
チャンネルのだめの期間を設定して夫々第１と第２のチ
ャンネル用の工：Ｅ比を制御する。ディジタル・メータ
（１７１は吐気に対する吸気の比、即ち工：Ｅ比として
の極性圧力波の周期を示す。

装置のうえの１チヤンネルはスイッチ（１１−１”位置
に動かすことにより選択され、１チヤンネル操作を調整
する適当な制御で黄色のＬＥＤ　（符号されてない）全
点燈する。同様に、２チヤンネルは選択スイッチ（１３
１’ｔ″２”位置にスイッチすることによって選択され
、２チャンネル操作を調整する個別の制御により制御パ
ネルｃ３５！に設けられた適当な黄色ＬＥＥＤ＝２点燈
する。チャンネル選択がされるとき、電力が替りのチャ
ンネルに供給する前に１秒の遅延がある。この遅延はス
イッチ（１２１がオン位置に切替えられるときもまた存
在する。

吸気百分率は工：Ｅ比を変える制御つまみ（１５α）と
（１６りの右回りの回転により増加できる。１チヤンネ
ル制御つまみ（１５α）の右回り回転は、ピストン（１
０２）　　（第６図及び第７図参照）が１チヤンネルに
おける高周波数ストロークの正側で費す時間量を波長す
るであろう。同様に、２チヤンネル制御つまみ（１６α
）の右回シ回転は、ピストン（１０２）（第６図及び第
７図参照）が２チヤンネルにおいて高周波数ストローク
の正側で費す時間量を波長するであろう。制御つまみ（
１５１と（１６１用の特定の制御部のうえの制御・ぐネ
ル０５）に設けられたＬＥＤ表示器（図示されてない）
は駆動されているチャンネル全表示する。

増幅器の出力はディジタル・メータＱ９１のうえに示さ
れ、そして駆動装置によって生成された圧力波の増幅は
制御つまみ（２０１とＣＤによって調整される。

特定の制御つまみ（２０）と（２１＋のうえの制御パネ
ルｃ３四に設けられたＬＥＤ表示器（図示されてない）
はどちらのチャンネルが使用されているかを示すために
点燈する。１チヤンネル電力制御つまみ（２０１の右回
り回転は第６図と第７図に示される高周波駆動装置に供
給される電力量を増加するだろう。同様に２チヤンネル
制御つまみ（２１）の右回９回転は高周波駆動装置に供
給される電力量を増加するだろう。

１チヤンネル制衛ｊつまみ０５）を右回りに回わすこと
は、もしチャンネル選択器が”１”位置にあるならば通
風’ＡＫサイクル速度全増加するだろう。同様に、２チ
ヤンネル制御つまみ（１６１に一右回りに回転すること
は、もしチャンネル選択器が２”位置にあるならば通風
装置サイクル速度を増加するだろう。

混合タイマの制御は混合スイッチＳＷと制御っまみ０９
１及び例によって与えられる。つまみＣ２９）と（至）
を右回９に回すことにより、１チヤンネル上の持続期間
が３０分まで増加され、２チヤンネル上の持続期間が３
分まで増加され得る。ＬＥＤ表示器のりは、スイッチＳ
Ｗがオン位置にあるときを示す。

気道圧力ゲージｃ３２は呼吸回路圧力を監視するために
制御パネル（３５１に設けられている。ヒユーズ又は回
路ブレーカ（符号されてない）が全装置を保護する。Ｌ
ＥＤ棒（３３）が説明されるように、ピストン運動の継
続可視表示を与えるために備えられている。制御ノミネ
ル（３５１におけるｚ−Ｈ力、（３！３及び（４υは夫
々系路（５印、（２６）及び（ｍの取付けのために備え
られている。排出ポート（財）がまた制御・ぐネル（３
５！に設けられている。

高周波発振通風装置叫は車輪付白側上に設けられた車台
（３４１のうえに建てられている。ヒート・シンク（４
に含んでいる、変圧器／電源パック関は車台（３・０の
底に設けられている。回路板ホルダ（４２はヒート・シ
ンク（４０ノのうえの車台（３４）に設けられ、一般に
（４４Ｊで表示される、プリント回路板金含んでいる。

冷却ファン（４６）は回路板ホルダ（１１：介して冷却
空気流を吹きつけるために設けられている。送風装置（
５０）が回路板ホルダ（４２）のうえに設けられ、直接
、リニア・モータ（２３）に送風する。通常（４８）で
表示されそして第２図の斜断図に示される、取外し可能
な前及び後カバーが車台（３４ｊ及び車台上に設けられ
た各種構成要素を包むために備えられている。カバー（
４９）はリニア・モータ（２３）及び制御・ぐネルＣ３
５］に設けられた機器を収納するために設けられている
。呼吸気体に作用剤を加えるための給湿器、吸入器又は
噴霧器のような呼吸気体音条件付けるための装置＋６２
）の取付けのため、合板（６３）がカバー（４８）のう
えに設けられている。

第５図について説明する。第５図は、高周波通風装置（
１０）の回路を略示している。この図には、毎分約３０
乃至３０００サイクル（即ち、約０．５１１ｚ乃至５０
Ｈｚ）の周波数範囲金有する信号発生器Ｑｌｌが示され
ている。１チヤンネル及び２チヤンネルの周波数は約０
５〜５０Ｈｚである。１及び２チヤンネルの吸気百分率
は約２５％〜７５％である。１及び２チヤンネルの電力
範囲百分率は約３％〜９９％であり、そして電力百分率
を増加することは、隔膜（２４Ｊによる前後移動の各サ
イクルの間、患者へと強制されかつ患者から戻される気
体の量を増加する。周波数における増加が気体の拡散速
度を高めるから、本発明の実施例は、５０Ｈｚよりもか
なり高い周波数で動作することができる構成となってい
る。電位差計（４０４）　　（第３図参照）の調整は２
００ｈ以上の周波数で高周波発振通風装置ＱＯ）の動作
全許容する。

第５図に示す信号発生器（１１１によって生成される信
号は、定電圧可変周波、可変期間矩形波である。

この信号は、この信号発生器０１）に接続されている増
幅器Ｑ８１に□送られる。上に論じられたように、１チ
ヤンネル及び２チヤンネルに対する電力利得は、それぞ
れ、制御つまみ（２０）及び（２Ｉ）によって夫々調節
される。増幅器（１８１によって発生する信号は、この
増幅器Ｑ８１に接続されている極コンバータ（２りに送
られる。この極コンバータ（２２１は、この矩形波を分
極化する機能と、電源とリニア・モータ又は発振器（２
３１に接続する機能の２重機能を果している。ＩＪ　ニ
ア・モータ１２３１は、機械運動を気体中の圧力波に変
換する隔膜（２４＋　（上述したように、隔膜＜２４）
は２つの半分部を含む、第６図及び第７図参照）に接続
されたピストン（１０２）を含む。

酸素又は圧縮気体が接続装置、即ち管（ハ）に接続され
ている糸路（２６１ｔ−通してこのシステムに加えられ
る。糸路（２８）はピストン（１０２）の第１及び第２
の側の両方に圧力を許容し、管（２５）の中の気道平均
圧力を平均化する。管２５は気管内管（至）（第８図及
び第９図参照）に接続されて呼吸機能を与える。

第５図のシステムの回路は、当業者にとっては明白であ
るが、第３図及び第４図のダイアグラムと類似のダイア
グラムを使用することによって実現できる。　。

操作において、信号発生器（１１）の第１チヤンネルが
ほぼ３Ｈｚ以上の周波数を出力するように設定される。

所望の工：Ｅ率が設定され、加圧気体源が糸路５ｚに連
結される。呼吸気体は、たとえば毎分はぼ５ｅの流速で
糸路ｒ：ＪＩＣと（２６＋　＝ｅ介して供給される。

戻シ糸路σｅ（第９図参照）における弁（７８１は、糸
路（２つにおける静圧が部分的に膨張した状態に患者の
肺を保つのに十分なだけ相対的に低いように設定される
。このシステムはこの条件で動作されて患者を十分に呼
吸させる。

１チヤンネルの動作中に、偏倚流が毎分約２〜２０Ｅの
速度で糸路（２９へ供給され、そして戻り糸路冗（第９
図参照）からの気体が同一速度で患者の肺から出力する
。しかし、糸路（２９における酸素の濃度は患者からの
拡散された二酸化炭素を含む気体における酸素濃度よシ
も大きいので、酸素は被験者の肺の中に拡散される。こ
の拡散は、リニア・モータフ）の双方向駆動によって生
じる体積交換効果と共に行なわれ、肺内で気体交換を起
こす。

完全な気体交換を起すメカニズムは完全には解明されて
いないが、分子的拡散、肺組織の非交感的撮動及び体積
交換の複合効果によるものと思われる。

気体交換の最大の原因は高められた分子的拡散にあるも
のと思われる。この拡散は、隔膜Ｃ５１）に接続されて
いるピストン（１０２）の往復運動を介して加えられる
振動エネルギによって促進され、その地点で呼吸気体中
の多くの酸素は患者の肺に達しそしてその中の二酸化炭
素に置き換わる。この気体交換は、例えば、このシステ
ムの他の部分よりも糸路（２８１の出口に存在する酸素
の一層高い分圧をもつ偏倚流を通って酸素勾配を生じる
酸化空気を供給するような、糸路（２６１から気体源を
みることによって一層明確に想像され得る。患者の肺は
偏倚流を通ってＣ○２圧力勾配を生じる二酸化炭素源と
して見ることができる。ＣＯ２の分圧はこのシステムの
他の部分よりも肺の中で最も高い。本発明の通風装置が
することは、偏倚流、糸路（ハ）及び患者の肺を通るこ
れらの気体の拡散を、酸素の大半が患者の肺胞に達する
範囲まで促進することである。

弁開（第９図参照）によって生じる静圧力はまた空気道
を開放に維持し、これによって拡散が起こることを確実
にしていることが理解されよう。この事は高圧気体を用
いて実際に被験者の肺を膨張させて体積交換全行いそれ
に依シ酸素を含む加圧気体が肺の内部へ押込壕れて肺全
膨張させて吸気過程を行い、吐気過程は肺のコンプライ
アンスによって二酸化炭素を排気するという従来の体積
通風装置と対照となる。これ等の通風装置では通常の呼
吸機能に類似の気体の体積交換が起る。

患者の肺に加えられる非交感的振動が肺の奥で気体の混
合を促進し従って気体交換を助勢するようにである。こ
のような振動はまた肺への気体の出入を助ける。

この種の気体交換は、肺に気体を単に吹き込むだけで気
体の排出には肺のコンプライアンスに依存する従来の高
周波噴射型通風装置と対照的である。噴射型通風装置か
ら離れて起こる肺のコンプライアンスの自然の現象がな
かったならば、患者の肺内の圧力は無限に上昇する。こ
れに対し、本発明は積極的に気体全排出させることで肺
内の圧力を低下せしめる。

上述したように、信号駆動のリニア・モータ器は極性方
形波により駆動される。理想的には、管（ハ）の中に生
じる圧力波もまた方形の波形であシ、そこで素路（２＆
と弁□□□はピストン（１０２）の第１及び第２の側の
両方の圧力を平等化する。しかし、この圧力波は全く完
全な方形波形をもたない。形の変形は管（２９の液体流
特性及び気体の圧縮性に依るものである。実際、電気波
形はいずれの形においても完全に方形ではない。したが
って、方形波として特徴づけられているこれらの波形は
、各サイクルごとに相対的急な上昇、相対的水平な部分
、相対的急な下降及び相対的水平な部分として表現され
る。この特徴は従来技術の一部を構成するエマーソンの
特許に記載されている如き高周波正弦波発振型通風装置
と異なっている。そのような正弦波発振器は実験では用
いられたことがあるが、知る限りに於いては商業的に開
発されていない。

高周波噴射型通風装置ｄはのこぎり波状の圧力波形金示
す。即ち、相対的急な上昇と気道内静圧より大きい値ま
での相対的漸新的な下降である。

また上述した如く、圧力波の振幅は要求に合わせて変え
ることができる。患者の肺を低圧に維持することが要求
される特徴に従って、圧力波は極性を有する、即ち、患
者の気道内の静圧に対し正及び負の部分を有する。この
様な場合、気道内の平均圧力は、／！！ルスの正と負の
部分のパルス幅の差に依る程度のものをのぞいては、・
ξルスの振幅の影響を受けない。このように、気道内の
平均圧力は戻シ糸路（７ｅ（第９図参照）内の弁（７８
）により設定された静圧とほぼ同じ値に維持される。各
電気パルス従って各圧力パルスは工部と負部全有す。

第１図の糸路Ｉ２８）の連結に依り圧力波の正及び負部
分は気道内静圧に対するものであり、気直内静圧は気道
内平均圧に等しい。

これらの正及び負部分が合理的な範囲内にある限り、患
者の肺を過乗に加圧する危険はない。又、使用される気
道内静圧が大きいほど、全振幅全利用できることが分っ
ている。ひどく損傷した肺の場合、静圧ｆ４０ｃｍＨ２
０にまで高くする必要があるかも知れない。肺の中で系
の起る瞬間静圧が肺の虚脱を起すほど低下することのな
いよう注意？しなければならない。

圧力波の圧力は５〜１５　ｃｍ　Ｈ２Ｏの範囲内で変動
させる。即ち、リニア・モーターのの前方向回転で患者
の肺内の圧力は肺へ吹き込まれる気体で１０　ｃｍ　Ｈ
２０上昇する。リニア・モーター（２３）の後方向回転
で圧力波は１５　ｃｍ　Ｈ２Ｏから５　ｃｍ　Ｈ２Ｏへ
の下降を起し、それに依り肺から気体が出る。同時に圧
力波は弁（７８）　（第９図参照）に値を設定すること
で生成した１０ｃ＋ｎＨ２Ｏの静圧レベルに対し逆の極
となる。このようにして、気道内平均圧をほぼ１０　ｃ
ｍ　Ｈ２Ｏに維持することができる。患者の気道内平均
圧に影響全長ぼさずに圧力波の全振幅（通気力）を変え
ることができる。同様に、通風の静圧全適当な平均値に
調節することで、圧力波の振幅と無関係に被験者の気道
内平均圧全設定できる。

前出の例からも明らかなように、糸路（２６）への気体
の偏倚流れを実質的に一定の流速に維持しておくことが
必要であろう。何故なら、この流れが新しい呼吸用の気
体源を与え且つ戻り糸路（７ｅ（第９図参照）内の弁（
田と協同で静圧を維持するからである。

通風装置の２チヤンネルは第２の振幅に設定されること
かできる。上述したタイミング及びスイッチ回路の影響
下で２チヤンネルに切換えられるとき、高周波通風装置
α０）は制御つまみ（３０１によって選択された時限の
間、そのチャンネルのために設定されたレベルで動作す
る。第２チヤンネルは第１高周波信号と交互に出される
第２高周波信号を出力するのに用いられる。別々の高周
波は異る結果を求める際に有利である。例えば、一方の
周波数が患者の肺と気道から粘液物を除くのに有利であ
り、これに対し第２の周波数が前者よりも有効な空気交
換を行うのに効果的に用いることができる。従って、通
風装置に２つの周波数、電力水準及び工：Ｅ率の開音自
動的に切り替え出きる能力を付与することで２つの望ま
しい結果が最も有効に得られる。

患者が長い時限の間、高周波通風装置で管理されたのち
、肺は働かされるか場合によって”ため息をつく”こと
が高周波通風装置を使用する調査員によって提案されて
きた。本発明の装置で”ため息をつく”簡単な方法は気
道平均圧力が約５乃至１０　ｃｍ　Ｈ２Ｏまで上昇する
まで排出管（８０）のホード（８４）　’ｅふさぎ、そ
れからホートラゆるめることである。排出管軸はまたン
レノイド弁（図示されてない）が備えられ、この弁は所
定の時限の間タイマ（図示されてない）の制御下で排出
管（８０）’に閉じる。

時限を決定することにより選択されて弁が閉じられてい
る時間、弁は約５乃至１０　ｃｍ　Ｈ２Ｏだけ気道圧力
全上昇するために閉ざされる。

本通風装置の電気回路について第３図を参照して詳述す
る。第３図の通風装置には図の簡略化の為に信号発生チ
ャンネル奮ひとつだけ図示しである。

第３図に於いて、正の直流電圧が点（４００）で回路に
付加される。ツェナー・ダイオードゝ及び抵抗が点（４
０１）でこの電圧’ｒｌ　５Ｖに下げる。略図の信号発
生器（Ｉｌｌ（第１図参照）部は点（４０２）で始る。

ミリ電流計（１４＋が単接続トランジスター（４ｏ５）
ノエミツターへ流れる電流を測定する。可変抵抗（４０
３）はミリ電流計（＋４１が信号の周波数を表示するよ
うに調節しである可変抵抗（４０４）は回路の最大周波
数を限定するように調節しである。電位差計／制御つま
みａ９に依り最大と最小のあいだと任意の周波数を選ぶ
ことができる。可変抵抗（４０６）はトランジスター（
４０５）のエミッターの漏れ電流を分流するよう調節し
てあり、該トランジスターに依りコンデンサー（４０７
）は電位差計（１５１’ｒ介する以外に充電されない。

コンデンサー（４０７）が充電されると、トランジスタ
ー（４０５）のエミッターの電圧は該トランジスターの
第１ベースと第２イースの電圧差の所定の割合に達すま
で上昇し、この時通電し、コンデンサー（４０７）を放
電しタイオー１−”　（４０８）を順方向にバイアスす
る。ダイオード（４０８）の陰極の信号は非安定半接続
跳躍発振器特有ののこぎり波形でその周波数は電位差計
（＋５１に依り可変である。

トランジスター（４０５）の負抵抗効果に依りダイオー
ド（４０８）が順方向バイアスされると、トランジスタ
ー（４０９）は○Ｆ’Ｆ状態となり、それに依りトラン
ジスター（４１１）もＯＦ”Ｆ’となる。トランジスタ
ー（４０９）はそのベースが再び正電圧となると通電全
開始しトランジスター（４１１）は電位差計（１５α）
で設定した所定の期間の後にＯＮとなる。

コンデンサー（４１３）はトランジスター（４１１）全
飽和状態に１駆動しトランジスター（４０５）が再び方
形波の圧部を生成する通電を行うまで、トランジスター
（４１１）はＯＮの状態に維持される。ダイオード（４
１０）、（４１２）はトランジスター（４１１）のペー
スにバイアス電圧差を付与しトランジスター（４０５）
のエミッターにフィートゝバックすることで回路の安定
性全向上している。可変抵抗（４１４）、（４１５）、
（４１６）はミリ電流計０７１と電位差計（１５）と協
同で方形波信号が、可変周期方形波とする事ができ且つ
ミリ電流計α力にその周期の変化を割合吸気として表示
できるような手段を構成している。電位差計（１５α）
の抵抗値が最少の時、ミＩＪ電流計を通る電流は高い吸
気率を示す最大値であり、コンデンサーの充電時間は最
大となる。可変抵抗（４１５）はミリ電流計α力に対し
分路抵抗となりそれに依りミリ電流計αＤは本発明の吸
気の正確な割合金示すように検定可能となる。可変抵抗
（４１４）は最大吸気率を決め可変抵抗（４１６）は電
位差計（１５α）の検定を可能とする。

ツェナー・ダイオードゝ（４１７）、（４１８）は可変
周波数可変周期の方形波を定振幅の方形波に調整する。

これらのダイオードゝが無いと、方形波の正振幅は衝撃
係数と共に変化する。点（４１９）に於けるツェナー・
ダイオードと抵抗はアンプ部の電圧２５Ｖに下げる。ト
ランジスター（４２０）、（４２１）、（４２２）、（
４２３）は、トランジスター（４２０）のベースでの低
電圧信号の増幅全針るような手段を構成している。

トランジスター（４５２）、（４５３）、（４５４）、
（４５５）はリニア・モーター（２３１（第６図及び第
７図参照）のコイル（１２０）に二極信号全付与する極
性変換器の駆動トランジスターを構成し、該リニア・モ
ーターが説明されるように通風装置内の気体に圧力振動
を起す。トランジスター（４５２）、（４５５）がＯＮ
されトランジスター（４５３）　　（４５４）が○Ｆ′
Ｆ状態にあると、コイル（１２０）に一方向の電流が流
れる。トランジスター（４５２）　（４５３）は切り替
え用に使われＯＦ’Ｆ’にバイアスされているかもしく
は飽和点まで駆動される・　トランジスター（４５４Ｘ
４５５）は過度領域で用いられＯＦ’Ｆ’にバイアスさ
れているがＯＮされる程度は電位差計／制御・つまみ（
２０１に依り決定される。

トランジスター（４２３）がＯＮである時、トランジス
ター（４２５）はＯＮでありトランジスター（４２６）
はＯＦＦ’であり、従ってトランジスター（４５４）　
’ｋＯＦＦ’にバイアスしている。トランジスター（４
２７）はＯＮでトランジスター（４２８）はＯＦＦ、ト
ランジスター（４２９）はＯＮでトランジスター（４３
１）はＯＦＦ、従ってトランジスター（４５３）全○Ｆ
Ｆ’にバイアスしている。この時、トランジスター（４
３０）はＯＮ、トランジスター（４３３）はＯＦ’Ｆ’
、トランジスター（４３４）はＯＦ”Ｆ’でトランジス
ター（４３５）は電位差計［２１＋＋　２流れる電流に
許容される程度にＯＮにバイアスされている。トランジ
スター（４５５）は従って電位差計（２０１の設定値に
対しＯＮにバイアスされている。

トランジスター（４２３）がＯＦ’Ｆになるとトランジ
スター（４２５）はＯＦＦ’となりトランジスター（４
２６）は電位差計（２０１に許容される程°度１でＯＮ
にバイアスされ、従ってトランジスター（４５４）は電
位差計Ｃ［Ｉｌの設定値に比例してＯＮにバイアスされ
る。トランジスター（４２７）はＯＦ’Ｆ、トランジス
ター（４２８）はＯＮ、トランジスター（４２９）はＯ
ＦＦトランジスター（４３１）はＯＮ従ってトランジス
ター　（４５３）はＯＮにバイアスされている。この時
、トランジスター（４３０）は○ＦＦ’でこれに依シト
ランシスター（４５２）　全ＯＦ　Ｆ’にバイアスして
いる。

トランジスター（４３２）はＯ］ｌｉ’Ｆ’、　　トラ
ンジスター（４３３）はＯＮ、）ランシスター（４３４
）はＯＮ、トランジスター（４３５）はＯＦＩ’でこれ
によりトランジスター（４５５）　’ｒ　ＯＦ　Ｆ’に
バイアスしている。

ミリ電流計（１９＋はコイル（１２０）に付加される電
圧の割合全表示し、可変抵抗（４２４）に依り検定てれ
る。

第３図の回路の他の部分は可動部品不動部品の機械的接
触を防ぐ。赤外線放射ダイオード”　（１２９）が極片
（１３５）に設けられそして支持用のリング・ピストン
・フランジ（１０３）　　（第６図及び第７図参照）に
向けられている。メイオード（１２９）に隣接して赤外
線トランジスター（１３０）が設けられている。ピスト
ン（１０２）　　（第６図及び第７図参照）の移動によ
りダイオードゝ（１２９）とトランジスター（１３０）
の間の照準線の距離が変化すると、トランジスター（４
３８）のベースの電圧が変わる。抵抗（４３６）（４３
７）はトランジスター（１３０）に対し有効な可変抵抗
値？有する分在器全構成する。トランジスター（４３８
）はトランジスター（１３０）のコレクターの信号を増
幅し反転する。トランジスター（４４０）はツェナーダ
イオ−）Ｓ（４１８）の陽極に現われる、トランジスタ
ー（４１４）に増幅される方形波信号に駆動される。従
ってシリコン制御整流器（４４３）の陽極には、シリコ
ン制御整流器（４４６）の陽極に現われる信号と逆の信
号が現れる。

トランジスター（４３８）のベースでの電流が大きくな
ると、トランジスター（４３９）のベースでの電流も大
きくなる。トランジスター（４３９）の通電する電流が
犬きくなるほど、トランジスター（４４５）の通電する
電流は小さくなる傾向にある。この時トランジスター（
４４２）の通電する電流は大きくなる傾向にある。可変
抵抗（４４４）はシリコン制御整流器（４４３）　ｋ　
ＯＮするに必要なトランジスター（４４２）のエミッタ
ーを流れる電流を決定する。コイル（１２０）の極性は
ツェナーダイオード？（４１８）に於ける信号と位相を
合わされて、コイル（１２０）の移動によりトランジス
ター（４３８）のベースに於ける電流が大きくなった時
Ｓ　ＣＲ（４４３）の陽極が正となるようにしである。

Ｓ　ＣＲ（４４３）がＯＮされると、トランジスター（
４４８）がＯＮされ、それに依υトランジスター（４５
１）が○Ｆ′Ｆされ、抵抗（４４９）に依る短絡でコイ
ル（１２０）への電流全減少しコイル（１２０）の移動
を制限する。ツェナー・ダイオード（４１８）に於ける
信号が反転すると、５ＣＲ（４４３）の陽極での電圧が
最小通電値よりも下降し、Ｓ　ＣＲ（４４３）全ＯＦＦ
’状態にし、その結果トランジスター（４４８）はＯＦ
’Ｆ’となり、トランジスター（４５１）は再びＯＮと
なってコイル（１２０）に充分な電流が流れる。トラン
ジスター（４５１）　７５：ＯＦ　Ｆ　トなると、Ｌ　
Ｅ　Ｄ　（１２９）はＯＮとなりツェナー・ダイオ−）
’　（４５０）がその状態を維持する。

トランジスター（４３８）のば−スに於ける電流が小さ
くなると、トランジスター（４３９）の通電する電流は
小さくなる傾向にあり、そうなるとトランジスター（４
４５）のベースに於ける電流が大きくなる。可変抵抗（
４４７）　Ｉｄ、　Ｓ　ＣＲ（４４６）　カＯＮ　サレ
ル点を制御する。同位相の時、トランジスター（４４５
）がＯＮされるとＳ　ＣＲ（４４６）の陽極の電圧は正
でその作動はＳ　ＣＲ（４４３）と同じである。

第４図は本発明の別個に作動する２つのチャンネルを形
成し且つ両者の間の自動的切り替えを行う第３図に示さ
れる回路に用いられるタイマーを≠ 示す電子回路図である。第目図に於いて、直流電圧が点
（４６４）に付加される。本図の開示の目的の為に、第
４図の回路は電位差計（１９の省略、点（４５６Ｘ４５
７）をそれぞれ第４図の点（４５６’　Ｘ４５７　’　
）に接続する等で変えである。さらに、第３図に示す電
位差計（１５α）（２Ｏ１全省略し、点（４５８）　（
４５９）（４６０）　（４６１）　（４６２）　（４６
３）　　はそれぞれ第４図の（４５８’　）　（４５９
’　）　（４６０’　）　（４６１’）　（４６２’）
　（４６３’）に接続しである。

スイッチ／制御・つまみ側が開かれると、リレー　（４
６７）の接点は通常の閉位置に止どまる。従って電位差
計０９は周波数を制御し、電位差計／制御・つまみ（１
５α）は呼気期間即ち衝撃系数及びその表示を制御し、
電位差計／制御・つまみｆ２（Ｉｔは通気力を制御する
。スイッチα３）が閉じられると、リレー（４６７）は
通電し、各電位差計０９（１６α）（２Ｄのそれぞれ周
波数、割合吸気、通気力の制御全行わしめ、それによシ
別個の作動パラメーターの第２のセット２与える。操作
に於いては、スイッチ（１３１が開くと、装置は第１チ
ヤンネルで作動するものとする。

スイッチ（１３１が閉じると、装置は第２チヤンネルで
作動するものとする。

第１と第２チャンネル間の自動切シ替えはスイッチ（１
３１開にし、スイッチ（ｓｗ）ｋ閉にすることで達成で
きる。電流は通常は閉状態のリレー（４６９）（４７０
）の接点を流れる。電位差計ｃ！９）はコンデンサー　
（４７２）が充電する時間全制御する。半接続トラ。

ンジスター（４７３）のエミッター電圧がその第１べ−
スと第２ベースリード間の電圧差の所定の割合に達する
と、該トランジスターは通電し、５ＣＲ（４７４）のゲ
ートにパルスを送シ該ＳＣＲをＯＮ状態にする。リレー
（４７０）は通電し６第１チャンネル期”回路への電流
を遮断する。リレー（４６７）も通電し、上に述べた如
く、第２チヤンネルへの切り替えが行われる。この最初
の予め電位差計（ハ）に設定された期間は操作員による
調節が可能である。

電流は点（４７６）で始る１第２チャンネル期”回路に
供給されている。電位差計／制御・つまみ（３０）がコ
ンデンサー（４７７）の充電時間を制御する。単接続ト
ランジスター〇二ミツター電圧がその第１と第２ベース
リート８の間の電圧差の所定の割合に達すると、該トラ
ンジスターは通電し、５ＣＲ（４７９）のゲートにパル
スを送りそのＳ　ＣＲ（４７９）をＯＮＬ、それによシ
コンデンサー（４８０）を充電し、リレー（４６９）が
通電しＳ　ＣＲ（４７４）への電流を遮断する。この遮
断はリレー（４６９Ｘ４７０）（４６７）を開状態にし
、全回路はリセットされる。電位差計Ｃ３０）に依るこ
の予め設定された第２の期間は操作員に調節させる。本
装置ではスイッチ（ＳＷ）が開状態となりスイッチ（Ｉ
３）が閉状態となるまで、第１と第２チヤンネルの間を
連続的に切り替る。ダイオード”　（４７５Ｘ４６６）
が回路機能を隔離する。

第９図を参照すると、本発明の気送回路の概略図が示さ
れている。気体は送風装置５Ｇを通して通風装置へ入る
。この開示の利益を受けている当業指に分かるように、
送風装置ｅ５０１は、例えば選ばれた構成の圧縮された
気体のタンクのような何らかの気体源である。送風装置
（５０）によって生じる気体流は技術上周知の細菌フィ
ルタであるが、送風装置（５０１からの空気を条件ずけ
るダスト・フィルタ又は伺か別の型のフィルタを含むこ
とができる。フィルタ５４）はフィルタ・ボックス６５
）（第２図参照）の中に設けられ、フィルタ（５４）の
除去及び洗浄又は交換を容易にする。気体流はフィルタ
５ａから糸路（５ｅへと出力し、糸路印と（６０）へ分
かれる。

糸路槌に沿って進むと、”偏倚流”と今呼称される気体
流は、給湿器、吸入器、蒸発器、麻酔蒸発器又は気体を
条件付けそして／″！たは偏倚流に気体を加えるだめの
別の装置であっても良い、給湿器曽へ向けられる０給湿
器Ｑ２１は通常その入口に弁（財）を含む。給湿器又は
他の付属品ｆ６２）はオプションであり、そして偏倚流
は斜線の糸路霞で示されるように糸路畷を通って弁＠ｅ
へと向い、そして戻り糸路（至）を通って接続装置即ち
管（ハ）との交差部へ向う。第２図に示されるように、
弁６ｅは圧力計（６η及び調整つまみ槌を含み、糸路５
１Ｓを開閉する。それから偏倚流は管（２９を下って二
重管腔気管内管−へ進み、気管内管器の一側σ０）を通
り、患者の肺りへ気管内管（６印を下降する。それから
偏倚流は、二重管腔気管内管（６８）の他側（７４１を
通って患者の肺（７２から戻シ糸路Ｃ７６１へと後進し
、弁ｑ〜を通り、排出管（８０）のポート（財）を通っ
て大気へ出る。

二重管腔気管内管（６８）は気管内管備品ｆ６１）に取
付けそして接続装置即ち管（２５）から患者の口又はそ
の近くで偏倚流を受ける第１の管σ０）を含んでいる。

第１の管（７０）は管０５１の接続部（図示されてない
）から拡がって患者の気道（参照番号７１で概略図示さ
れている）へと下っている。該接続部は本技術の実施者
に知られているような従来の急激解除のコネクタで良い
。第１のチューブσ０）は技術上知られているように、
膨張可能なカフ面により気道においてシールされている
。

第２の管ｆｆ４）は第１の管σ■の長さ部分に沿い、カ
フσＪの下の患者の気道部分から延びそして患者の口も
・ら外へ出て、膣口の点で気管内管備品却において第１
０管囮から離れる。並行している長さ部分の間、第１と
第２の管σＯ）とσ４）は同中心である。

即ち、第２の管σ４）は第８Ａ図の断面図に示されるよ
うに、第１の管（７０１の内側に含まれている。同心の
第１及び第２の管（７０）と（７４は図示の如く単一の
壁（７５１によって分離されている。第２の管（２）の
管腔の断面積は圧力の重要な高揚を生じることなく偏倚
流の肺からの出力を許容するのに十分な大きさである。

第１の管（７０）の管腔の断面積はピストン（１０２）
によって設定される偏倚流中の圧力パルス上の何らかの
影響を避けるために十分なほど大きくしなければならな
いっ好適な実施例において、第２の管σａの断面積は第
１の管σ０）の断面積の約１／３である。しかし、約１
ニアから約１：２までの断面積のすべての比率が動作さ
れると期待されている。

第２の管（７４）はチェック弁６７）を有する戻り糸路
σ０として第１の管（７０）から離れ、そして上述した
ように制御パネル０５！を介してそこに設けられた弁σ
ａへと戻る。気管内管制）の大きさは通風装置から要求
される力量の直接の影響を受け、適切な通風を達成する
。９．０ｍ気管内管を通じて３５ポンドの犬を通風する
ために要求される以上の力が３．５■気管内管を通して
１０ポンドの猫を通風するために要求される。２．５　
ｃｍはどの小さい気管内管が小さい動物に使用され得る
。

糸路８２は、管（２ωと糸路四の交差を有する高周波発
振器αｅの出口ブレート（１１０）上の備品（１１３）
の上に適合する。気道圧力ゲージ国は管（ハ）内の圧力
を絶えず監視するためにその交差部近くに備えられてい
る。

糸路（５６）中の気体流の部分はまた糸路６ｅから気体
伝送装置即ち糸路（６０）を介してリニア・モータｃ！
３１のハウジング（１０６）に対している圧縮されたオ
リフィス輸は、高平均気道圧力が使用されるときでさえ
適切な偏倚流の有効性を確認するために糸路（５６）の
中の流れの部分と比較されるように、糸路（６０）を介
して進行する気体の量を制限する。今、第６図及び第７
図を参照すると、気体流（今や”冷却気体”として述べ
られている）が、入口（１２４）を介してピストン（１
０２）の第１の側、即ちコイル形（１２０）が設けられ
ている側の上のリニア・モータ關へと向けられている。

冷却気体の一部分はコイル形（１２０）の穴（９印を介
し、空隙（１３２）及び極片（１３５）の中の中央孔（
１３６）　を介して上昇し、そして放射孔（１２６）を
通シ、放射状空隙通路（１４２）を介して大気へと出る
。冷却気体の残りの部分はコイル形（１２０）の上の巻
き線と頂板（１１５）との間のスパイダー（１２２）　
’に通過して通路（１４２）　’ｉ通って大気へ出る。

隔膜（財）の２つの半分部″Ｔｈｅ　ｔｗ。

ｈａｌｖｅｓ”　（１００）と（１０１）は第１．５．
９図の各略図において単一線によって表わされ、糸路り
が接続されているハウジング（１０６）の内側の部分か
ら冷却気体が向かうハウジング（１０６）の内側の部分
を封止する。・・ウジング（１０６）の内側の２つの部
分の相互のシール作用、及びコイル形（１２０）と極片
（１３５）を通過し及びその周囲の冷却空気の方向は、
コイル形（１２０）の巻き線に供給される電力量に無関
係に、′リニア・モータ＠の継続的かつ高効率の冷却を
実行する。４００ワット以上の電力水準がリニア・モー
タ（２３）又はそれに備えられた物の温度の重大な増加
もなく、コイル形（１２０）に供給されたことが、実際
の実験は示している。

隔膜（２１；Ｊを取付けたピストン（１０２）は、ピス
トン（１０２）の他側からハウジング（１０６）内の空
隙の第１の側をシールする。第７図に示される駆動装置
（２３）の実施例のハウジング（１０６）は、通路（１
４２）及び入口（１２４）の形で備えられ、大気圧に関
してほぼ３ｃｍＨ２Ｏだけ圧力が上昇しているピストン
（１０２）の第１の側止の室を構成する制限を加えてい
る。

この上昇した圧力の効果は、患者の気道圧力が十分に低
い、即ち約１５　ｃｍ　Ｈ２０以下であるとき、ピスト
ン（１０２）の第１の側の増加圧力が、極性圧力波の所
望の特性、医療的に意味のある極性圧力波の傾斜及び撮
幅におけるあらゆる変化を維持するために妥当であるこ
とである。スパイダー（１２２）と（１２３）により与
えられるコイル形（１２０）の軸運動に対する抵抗は、
ピストン（１０２）の第１の側止の高められた圧力と協
働して患者の気道圧力が約１５ｃｍＨ２ｏ以下であると
き極性圧力波の重大な交替を防ぐ。その圧力以上では、
患者の気道圧力の影響は第７図に示される駆動装置（２
３）によシ生成される極性圧力波の特性を変えて、駆動
装置（２３１の効率の減少を生じる。結局、第６図に示
される駆動装置のは、ピストン（１０２）の両側の圧力
を等しくする動作を行い、その駆動装置によって生成さ
れる極性圧力波上の患者気道圧力の影響を最小化するた
めに構成された。

ピストン（１０２）の両側の圧力の平等化は重要である
。この理由は、ピストン（１０２）の第２の側の圧力が
ピストン（１０２）の第１の側の対応する圧力増加なし
に増加するので、一層大きな力が患者の方向に、即ちピ
ストン（１０２）の同一変位を維持している間に磁石（
＋１７）から離れる方向にピストン＜　ｔｏ２）を移動
することを要求されるからである０反対に、ピストン（
１０２）の第２の側の圧力の減少は患者の方向にピスト
ン（１０２）を移動するために必要とされる力の量を減
少させ、そして患者から離れる、即ち磁石（１１７）の
方向にピストン（１０２）を移動させるために要求され
る力の量を増加させる。コイル（１２０）に供給される
電気方形波は第２図に示されるように制御部（１５１、
（１５α）又は（２０１（１チヤンネル）、又は（Ｉ６
）、（１６α）又は（２１１（２チヤンネル）によって
制御されるから、ピストン（１０２）により生成される
圧力波の特性はオはレータによシ選択され得る。しかし
、ピストン（１０２）の両側の不平衡圧力の効果は、ス
ノξイダー（１２２）と（１２３）のバネ効果にまた基
づいて別の方向よりも一つの方向に一層長い時間、ピス
トンが走行することである。ピストン（１０２）に供給
される力の量は、制御設定動作の与えられる設定の間一
定に留まるから、ピストン（１０２）の両側の圧力にお
ける変化はピストン（１０２）によって生成される圧力
波の先端及び後端の傾きを変化させ、駆動装置（２３）
の効能を減少する。第６図に示される１駆動装置（２３
）の構成の主な形状がピストン（１０２）の両側に生成
された圧力の影響を比較的免かれる極性圧力波を生成す
るための能力である。

第６図を参照すると、駆動装置（２３）はそれに設けら
れた隔膜（２４）の２つの半分部（１００）と（１０１
）、及びピストン部材（１０２）ヲ含む。隔膜（２４Ｊ
は図示される複数のスクリュー（１０４）と（１０５）
を介してリング・ピストン・フランジ（１０３）を保持
することによってピストン部材（１０２）に接続されて
いる。

駆動装置（２３）はフランジ（１０７）　’ｉ有するハ
ウジング部材（ＩＯ２）　’に含む。７ランジ（１０７
）は複数個のスクリュー（１０９）により出口板（１１
０）の７ランジ（１０８）に接続されている。隔膜（２
４１の２つの半分部（１００）と（１０１）は第６．７
．８図に示されるように、フラン：）（１０７）と（１
０８）の間に締められ、各々は凹部（１１２）　ｉ含み
その動作を許容している。２つの半分部（１００）と（
１０１）は気体伝導装置（２９の中の極性圧力波への電
気方形波信号の正確な変換の保証を助けて一定の動作条
件下で隔膜（２４１の羽ばたき動作を妨げることである
。

出口板（１１０）は複数個のスクリュー（１０９）によ
りハウジング部材（１０６）にボルト締めされている。

隔膜（２（イ）の２つの半分部（１００）と（１０１）
は可撓性の弾性ゴム材料で成形され、フランジ（１０７
）と（１０８）間のシールを与える。備品（１１３）は
、管（２５１が接続される出力板（１１０）に設けられ
ている。

頂板（１１５）は複数個のスクリュー（１１６）により
ハウジング（１０６）に接続されている。磁石（１１７
）は頂板（１１５）と背板（１１８）間に設けられる。

複数個のスクリュー、即ちポル）　（１１９）は背板（
ｕ８）を頂板（１１５）に接続し、その間の磁石（１１
７）を締める。

コイル形（１２０）は複数個のスクリュー（１２１）に
よりピストン部材（１０２）に接続されている。コイル
形（ｔ２０）は運動体を構成する。

ス・ξイダー即ち放射制限器（１２２）と（１２３）は
ハウジング（１０６）と運動体（１２０）ににわか付け
されるか他の方法で固定され、そして放射運動を妨ぐ間
に軸運動を許容する。

ピストン検知装置（１２８）は孔（１３６）を介して拡
張し、プラグ（１２７）中の穴（図示されてない）を通
してスクリュ一手段（１３７）によりプラグに接続され
ている。ピストン検知装置（１２８）はＬＥＤ（１２９
）と赤外線トランジスタ（１３０）で提供される。

コイル形（１２０）は上下に運動するので、ピストン部
材（１０２）も運動し、ピストン部材（１０２）と赤外
−線（１３０）間の距離が検出される。この距離はピス
トン部材（１０２）のピストンと隔膜ＣＩ！４）’！に
全時間において指示している。ＩＪ　−）゛（１３１）
が電力を受けて信号を送るためにピストン検知装置（ｉ
２８）に接続されている。リード（１３１）はケーシン
グ（１５６）の円錐形部分（１４５）のストレイン・レ
リーフ（１３３）を通シ、調整器（１２１）から通過す
るようにケーシング（１５６）におけるストレイン・レ
リーフ（１３４）を通過する。

電気リード（１３８）と（１３９）はスクリュー（１４
１）によって取付けられる端子ブロック（１４０）と接
続する。端子リード（１３８）と（１３９）はそれから
コイル形（１２０）上のコイル即ち巻き線に接続されて
いる。

明白なように、コイル形（１２０）の上端（１２０’）
は極片（１３５）と頂板（１１５）間の空隙（１３２）
を通って拡がシ、コイル形の上下の往復運動を許容する
。コイル（１２０）中の電流は該電流を逆流することに
より２方向に移動し、リニア・モータの往復運動を生じ
る。

ハウジング（１０６）は、気体伝達装置、即ち糸路（６
０１（第９図参照）が取付けられる、備品（１２５）の
受取用のねじ切られた入口（１２４）を備え、これによ
り隔壁（２４）の第１の側止のハウジング（１０６）内
の空間を気体源６０）（第９図参照）と接続する。複数
個の穴（９９）がコイル形（１２０）　’ｅ通って設け
られ、気体源（５０１（第９図参照）からコイル形（１
２０）　ｅ通る気体の通路を許容する。前に注意したよ
うに、極片（１３５）は、中央孔（１，３６）と接続さ
れている複数個の放射状に広がる孔（１２６）と放射状
空隙通路（１４２）を備えている。空隙（１３２）はま
た頂板（１１５）の端の間のコイル形（１２０）の両側
に設けられ、コイル形（１２０）の周りの空気を冷却す
る通路を許容する。

極片（１３５）中の放射状空隙通路（１４２）はケーシ
ング（１５６）の円錐形部分（１４５）により囲まれて
いる。ケーシング（１５６）はフランジ（１５９）によ
り形成される出口（１４７）　’に備えている。フラン
ジ（１５９）は、もし必要なら排出即ち出口管の取付を
認めるねじ山即ち備品を備えている。ケーシング（１５
６）の円錐形部分（１４５）は膨張可能バルーン（１４
８）ときわめて接近したオリフィス（１４６）　’ｅ備
えている。

バルーン（１４８）はカップ（１４３）の円形隆起部分
（１４９）上に設けられ、隆起部分（１４９）の上に該
バルーンを広げてカップ（１４３）の隆起部分（１４９
）の周りの環状溝（１５３）の中に置かれた○リング（
１５１）で適切に該バルーンを保持している。バルーン
（１４８）はカップ（１４３）を通して孔（１５５）と
合流する空間を規定する。備品（１５７）は孔（１５５
）の中に設けられ、接続装置即ち系路内に接続される糸
路（２８）を受は取る。

バルーン（１４８）とオリフィス（１４６）によって形
成された弁の動作を一層理解するために、第９図を参照
すると＋７＋’的及び動的状態の両者のもとて合成され
た第６図に示される駆動装置（２３）を有する発振通風
装置（１（ＩＯの動作を調べることが必要である。

第６図に示される駆動装置（２３）は第９図において概
略的に投影線で示されている。もし送風装置（５０）が
ハウジング（１０６）内でピストン（１０２）を後及び
前方に動かさずにそして弁（７→を開放して作動される
ならば、気体流は糸路５■及び５ａを介して管（２９へ
と向けられるだろう。流れ一部はまた冷却空気として働
くため糸路（６０）へと向けられよう。冷却空気は圧縮
されたオリスイス（囮、入口（１２４）を通過して隔膜
（２４）の第２の側の上のハウジング（１０６）の内部
へと向う。この時点で、ノミルーン（１４８）は全く膨
張されてなく、冷却空気をオリフィス（１４６）から出
口（１４７）　’に通って大気へと辿過させる。

次の段階は、たとえば１０　ｃｍ　Ｈ２Ｏの圧力が管（
２つの中に生成されるまで弁（国を調整することである
。

この圧力の増加はまた検出管（２８）に検知され、カッ
プ（１４３）　全通ってバルーン（１４８）の背後の空
間に達する圧力のためにバルーン（１４８）を膨張させ
る。

バルーン（１４８）は膨張するので、オリフィス（１４
６）の一部をカバーしてオリフィス（１４６）を通過で
きる冷却空気量を減少し、これにより入口（１２４）と
オリフィス（１４６）間の圧力の増加を惹起する。

回路がハウジング（１０６）内でピストン（１０２）　
’ｅ後及び前へ移動するために駆動され、そしてピスト
ン（１０２）が極片（１３５）から離れる方向へ移動す
るとき、ピストン（１０２）の運動は圧カッぐルスを管
器そしてまた糸路（２印へ与えせしめる。バルーン（１
４８）はそのパルスに応答して、オリフィス（１４６）
を閉じて減少したオリフィスの大きさを生じ、この大き
さを通って冷却気体は逃げることができて送風装置（５
０）がピストン（１０２）の第１の側に圧力を与えるよ
うになる。ピストン（１０２）はその方向に走行を続け
るので、患者の肺となお、一部閉じられている弁開のコ
ンプライアンスのために、ピストン（１０２）の第２の
側に圧力増加を生じる。この圧力増加は検知系路（２８
）において圧力増加として同様に反映され、バルーン（
１４８）にさらにオリフィス（１４６）　ｉ閉じさせ、
オリフィス（１４６）と入口（１２４）間のピストン（
１０２）の第１の側の圧力を−層増加させる０ピストン
（１０２）が反対方向、即ち極片（１３５）への戻り方
向に移動するとき、管理及び肺の中の圧力は減少し、検
知系路（２８）の中の圧力を減少させて、入口（１２４
）とオリフィス（１４６）との間のハウジング（１０６
）の内側の空気がオリフィス（１４６）を通って逃げる
ようにバルーン（１４８）を収縮させ、ピストン（１０
２）の第１の側の圧力を減少すせることを許容し、これ
によってピストン（１０２）の両側の圧力を平衡にする
。ビス）　７　（１０２）の両側における圧力の変化は
同位相であり、換言すれば、ピストン（１０２）の第１
の側の圧力が増加するとき、第２の側の圧力も増加し、
そしてピストン（１０２）の第１の側の圧力が減少する
とき、第２の側の圧力も減少する。

ピストン（１０２）の両側の圧力を確実に平衡にするこ
とは、極性電気信号を気体中の極性圧力波へ忠実に変換
する目的を達成するだめには必要でなく、送風装置ｒ５
０）によって生成された冷却空気流を極片（１３５）の
通路（１４２）　’ｒ通して上述したように大気へと逃
がすことを単に許容することによって低い患者気道圧力
（約１５　ｃｍ　Ｈ２０以下）における圧力波の減衰を
妨げることを事実が可能にしている。この装置は第７図
に例示されている。

第６図と第７図に示されている別の駆動装置（２３）は
夫々異なる範囲の気道平均圧力において使用される。例
えば、第７図に示される駆動装置ｔ２３）は気道平均圧
力が約１０から１５ｃｒｎＨ２０である健康な肺を有す
る患者を支える利益のために最良に使用７ｃきる。調整
器（１２１）を取付けた第６図の駆動装置ＣＪは約３乃
至約３０ｃｍＨ２Ｏの気道平均圧力で患者を管理するた
めに使用できる。この範囲の圧力は硝子膜病を受けてい
る新生児又は傷つけられ又は損傷した肺を持つ患者を管
理するのに役立つ。

偏倚流の量は制御つまみ（６！ｌ）ヲ有する弁（６６）
を調整することによシ制御される。流量計（６７）が備
えられて毎分尚りのリットルを区分し、所望レベルにお
ける偏倚流の設定を許容する。毎分約２ないし約２０１
Ｊツトルの偏倚流は、患者の体重に依存して死腔の量及
び本システムにどれほど漏れがあるかに役立てるために
使用できる。毎分約５リットルの偏倚流速は開始に好ま
しい速度であυ、それから偏倚流の速度は通風される患
者の特定の環境のために上下に調整され得る。

本発明はまた麻酔済及び他の薬物を投与するために有効
に利用され得る。例えば、麻酔済を投与するために使用
されるとき、高周波発振通風装置Ｑｌは、麻酔法が従来
の装置を使用して投与されるときに要求される麻酔済の
量の約３０から４０％だけを使用するだろう。麻酔済は
給湿器（６２が図示されている点で糸路轍中の偏倚流の
中に導入され、そして上述されたように、その量は弁（
６４）を調整することにより、要求されるごとく周期的
に変えることができる。高周波発振器ＱＯに取付けられ
る数秒以内に患者は呼吸作用を停止するだろう。もし呼
吸作用が約３０秒以内で停止せずに、すべての備品と接
続部が適当に行なわれたならば、電力率は、事例がある
ように、１０％以上だけ投入麻酔を増加させることがで
きる。患者は麻酔法の基準と同様に適切な通風の手続中
監視される。血液中の二酸化炭素の分圧（ＰＣＯ２）が
高いならば、患者は通風装置に対して呼吸全始め、その
場合に電力率は１０％だけ増加する。麻酔法が要求する
時限の終シに、高周波発振通風装置ａ０は単に弁（６ａ
ｆ：閉じ、偏倚流と力率を増加して通風装置の作動を続
行させることにより、患者から麻酔済洗浄し、又は浄化
するために使用できる。この方法を使用すると、回復時
間が頂度、数分減少できる。

この高周波発振装置α〔はまた呼吸治療のために使用で
きる。例えば、病気の又は損傷した肺を有する患者は低
い圧力（例えば、１５　ｃｍ　Ｈ２０以下）と高出力を
使用することにより有効に管理される。

さらに、もし患者が期待されたように呼吸しないならば
、この原因は低い現活動レベルは呼吸機能と関与しない
ような部分的な収縮を幾つかの肺胞に生じさせているた
めである。これらの肺胞は数秒間、２０　ｃｍ　Ｈ２Ｏ
だけ気道平均圧力全上昇しそれから最初の設定状態に圧
力を戻すことにより回復され得る。

おそらく、最も重要な治療上の特徴は粘液繊毛移送を容
易にする能力であり、それは肺動脈水腫又は肺不全の第
１の印として使用される。通風装置は通風又は麻酔基準
を妨げずに粘液移送のために調整され得る。一般にこの
ようにすることは一層高い電力率設定、例えば約７０％
から８０％の範囲内で要求される。周波数は約１０と１
４Ｈｚ間に設定され、安定チャンネル用の吸気百分率制
御つまみ（１５α）又は（１６ａ）が、水滴が気体伝送
装置（２ｓ’＋ｉ通して上方への移動１を察されるまで
約３０乃至約７０％に上下に調整される。制御つまみａ
９、（１５α）及び■は、１チヤンネルが制御つまみの
によって選択された時限の間患者を正常に通風し、そし
て２チヤンネルが制御つまみ帥の影響下で選択された時
限の間粘液移送のために設定されるように設定されて、
通風装置α値を自動的にスイッチＳＷの影響下で１チヤ
ンネルと２チヤンネル間を循環させる。

高周波発振通風装置は非常に有効であるから、焼入かの
被験者は、治療又は洗浄の後に、該通風装置を取外した
後ただちに呼吸を開始しないであろう。しかし、血液の
ＰＣＯ□とＰＨ水準が正常に戻るとき、患者は正常な呼
吸作用を開始するであろう。

本発明の装置は、例証であって限定で無く示されている
、次の例を参証することにより一層良く理解されよう。

２匹の明白に健康な猫と６匹の明白に健康な犬が第７図
に示される如きリニア・モータ（２３）を有する本発明
の装置全使用して管理されている。この動物の血中気体
がコーニング型（１７８）自動測定血中気体分析器で分
析された。表１は各患者から得られた結果の詳細を列挙
している。各実験は該実験を一致させるために患者の体
重を使用して列挙されている。

本発明は上述の例示された好適な実施例によって記述さ
れたが、本発明の趣旨から免税することなく、この開示
の利益を有する当業者によυ、特許請求の範囲に制限さ
れた範囲で該実施例に変更を行うことが可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明に従って構成された高周波発振通風装
置の概略図、第２図は本発明による高周波発振装置の斜
視図、第３図は第１図と第２図に使用される電気回路の
一部を示す概略回路図、第４図は第１，２及び３図の装
置の２チャンネル操作用の動作パラメータの２つの独立
設定を与えるだめの概略回路図、第５図は第１図と第２
図に示される本発明の実施例のブロック図、第６図は本
発明の通風装置と接続して使用される＋７　ニア・モー
タの一実施例の断面図、第７図は第６図のリニア・モー
タの別の実施例の第６図と類似の図、第８Ａ図は第８Ｂ
図において８Ａ−８Ａ線に沿う。 第８Ｂ図の気管内管の横断面図、第８Ｂ図は第８Ａ図に
おいて５Ｂ−ｓＢ線に沿う、第８Ａ図の気管内管を通る
縦断面図、第９図は本発明の空圧回路の概略図である。 １０・・・高周波発振通風装置、１１・・・信号発生器
、１５．１６．１５α、１６α、　２０　、２１　、２
９・・・制御つまみ、２３・・・リニア・モータ、２４
・・・隔膜（ダイヤフラム）、２５・・・管、２６　、
２８　、６０　、６５　、７６　、８２・・・糸路、２
７　、６４　、７８・・・弁、３５・・・制御パネノペ
５ｏ・・・送風装置、６８・・・気管内管、７０・・・
第１の管、７２・・・肺、７３・・・カフ、７４・・・
第２の管、８ｏ・・・排出管、１０２・・・ピストン、
１０６・・・ハウジング、１１３，１５７−・・備品、
１１７・・・磁石、１２０・・・コイル、１２８・・・
ピストン検知装置、１３２・・・空隙、１３５・・・極
片、１３６・・・中央孔、１４２・・・放射状空隙通路
、１４８・・・バルーン。 １、事件の表示 昭和２／年寸１杵願第２／肘７１号 ろ、補正をする者 事件との関係　　　出　願　人 住所 名イ１　コ゛”−ＩＶト・　インコー汀Ｓレーう′、ノ
Ｆ。 ４代理人 ６、補正の対東 Ｚ補正の内容

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）気体源と、 磁石を含みそして隔膜状にシールされたピストンを内部
   に設けたハウジングと、 前記気体源から前記ピストンの第１の側の上の前記ハウ
   ジング内部の空隙まで気体流を導く装置と、 前記ハウジング内の前記ピストンの前記第１の側に設け
   られたコイルと、 前記気体源によつて供給される気体流を前記コイルの周
   囲の前記ピストンの第１の側へそして前記ハウジングを
   通して大気中へと向け、これにより前記コイルの冷却を
   行う、前記ハウジング中の装置と、 前記気体源、前記ピストンの第２の側の上の空隙及び患
   者の気道を接続する装置と、 前記コイル中の電流の極性を変換し、これにより前記ハ
   ウジング内で前記磁石に関して前記コイルを後及び前へ
   と移動させて前記接続装置中の気体流中に極性圧力波を
   生成する作用を行う装置と、を含む高周波発振通風装置
   。 ２）前記気体源からの気体を条件付けるための装置が前
   記接続装置に設けられている、特許請求の範囲第１項記
   載の高周波発振通風装置。 ３）前記ハウジングを通つて排出される気体の量を調節
   するための装置を含む、特許請求の範囲第１項記載の高
   周波発振通風装置。 ４）前記ハウジングを通つて排出される気体の量を調整
   するための装置は、前記接続装置中の圧力減少に応答し
   て大気へ気体の出口を与えるために開成し、そして前記
   接続装置中の圧力増加に応答して大気への気体の出口を
   妨げるために閉成する弁を含む、特許請求の範囲第３項
   記載の高周波発振通風装置。 ５）前記弁はシールされた膨張可能なバルーン及び前記
   接続装置と接続する検知系路を含み、これによつて前記
   気体接続装置中の圧力増加は前記検知系路を通つた気体
   の移動により前記膨張可能バルーンに膨張を惹起して前
   記弁をシールさせ、そして前記検知系路からの気体の動
   きに従う前記接続装置の圧力減少は前記バルーンの収縮
   を惹起して前記弁を開放することを特徴とする、特許請
   求の範囲第４項記載の高周波発振通風装置。 ６）前記極性交換装置は前記隔壁の後及び前方向動作の
   振幅、周期及び周波数を変えるための回路装置を含む、
   特許請求の範囲第１項記載の高周波発振通風装置。 ７）磁石を含みそして隔膜状にシールされたピストンを
   内部に有するハウジングと、 前記ピストンの第１の側の上の前記ハウジング内の空隙
   を気体伝導系路と接続する装置と、前記ピストンの第１
   の側に設けられたコイルと、前記コイルの周囲の前記気
   体伝導系路によりそして前記ハウジングを通過して前記
   ピストンの第１の側の上の前記ハウジング内の前記空隙
   に供給された気体流を大気へと向けるべく動作し、これ
   によつて前記コイルを冷却する、前記ハウジングの中の
   装置と、 前記ピストンの第２の側の上の前記ハウジング内の空隙
   を気体源及び患者の気道と接続する装置に接続可能な装
   置と、 前記コイル中の電流の極性を変換し、これにより前記磁
   石に関して前記ハウジング内で前記コイルを後及び前へ
   の運動を惹起して前記気体源からの気体流に極性圧力波
   を生成するよう動作可能な装置と、を含む高周波発振通
   風装置用の駆動装置。 ８）前記極性変換装置は前記ピストンの後及び前方の運
   動の振幅、周期及び周波数を変えるために動作可能な回
   路装置を含む、特許請求の範囲第７項記載の駆動装置。 ９）前記ハウジングを通つて排気される気体の量を調整
   するための装置を含む、特許請求の範囲第７項記載の駆
   動装置。 １０）前記コイルが前記磁石から離れるように前記ピス
   トンの両側の上の圧力を増加し、そして前記コイルが前
   記隔膜の方へ移動するときに前記ピストンの両側の上の
   圧力を減少するための装置を含む、特許請求の範囲第７
   項記載の駆動装置。 １１）前記ピストンの第２の側の上の圧力減少に応答し
   て気体の通路を与えるために開成し、そして前記ピスト
   ンの第２の側の圧力減少に応答して気体通路を妨げるた
   めに閉成する弁を含む、特許請求の範囲第７項記載の駆
   動装置。 １２）前記弁は、シールされて膨張可能なバルーンと前
   記ピストンの第２の側の上の空隙に接続される検知系路
   とを含み、これによつて前記ピストンの第２の側の上の
   圧力増加は前記検知系路を介した気体の移動により膨張
   可能なバルーンに膨張を惹起して前記弁を閉成し、そし
   て前記ピストンの第２の側の上の圧力減少は前記検知系
   路からの気体の移動によつて前記バルーンを収縮させて
   前記弁を開成する、特許請求の範囲第７項記載の駆動装
   置。 １３）隔膜状に発振器中にシールされたピストンの第１
   及び第２の側の両方に気体流を同時に供給する段階と、 前記ピストンの前記第１の側に供給された気体流を、前
   記発振器内で前記ピストンを後及び前へ移動するための
   装置を通過すべく方向付け、これによつて前記発振器を
   冷却する段階と、 前記発振器内で前記ピストンを選択された距離後及び前
   へ移動し、これによつて前記ピストンの前記第２の側に
   供給される前記気体流中に極性圧力波を生成する段階と
   、 前記ピストンの前記第２の側へ供給される気体流を患者
   の肺の中へと方向付ける段階と、 前記患者の肺の中に向けられた気体流を大気へ出口を与
   える段階とを含む、患者を通風する方法。 １４）前記ピストンの両側への前記気体流の供給によつ
   て生成された圧力は、前記ピストンが後及び前に移動し
   ている間、前記ピストンの両側に同時に増加及び減少す
   る、特許請求の範囲第１３項記載の方法。 １５）前記ピストンを移動するための装置を通過すべく
   方向付けられた気体流はその後に前記ピストンを冷却す
   るために大気へ排出される、特許請求の範囲第１３項記
   載の方法。 １６）前記ピストンを移動するための装置を通して方向
   付けられ大気へと排出される気体の量を調整する段階を
   含む、特許請求の範囲第１５項記載の方法。 １７）前記ピストンを移動するための装置を通すべく方
   向付けられそして大気へと排出される気体の量はピスト
   ンの第２の側の圧力が増加するときに減少し、ピストン
   の第２の側の圧力が減少するときに増加する、特許請求
   の範囲第１６項記載の方法。 １８）前記ピストンの第２の側の圧力は約３から約３０
   ｃｍＨ＿２Ｏまでの平均圧力で維持される、特許請求の
   範囲第１３項記載の方法。 １９）前記気体は毎分約２から２０リットルの速度で供
   給される、特許請求の範囲第１３項記載の方法。 ２０）前記ピストンは毎分約３０から約１２，０００回
   の速度で後及び前に運動する、特許請求の範囲第１３項
   記載の方法。 ２１）前記ピストンは毎分約３０から３０００回の速度
   で後及び前に運動する、特許請求の範囲第１３項記載の
   方法。 ２２）麻酔気体が患者に向けられる気体流に加えられる
   、特許請求の範囲第１３項記載の方法。 ２３）高周波発振通風装置に接続のため一端に備品を有
   する細長い第１の管と、 前記第１の管の長さ部分に沿つて該第１の管と並行に進
   みそして該第１の管の長さに沿つたある点で前記第１の
   管から離れる同中心の細長い第２の管であつて、前記同
   中心の第１と第２の管は患者の気道の中への挿入ができ
   、前記患者の気道の中に前記同中心の第１と第２の管が
   挿入されるときに前記患者の外側のある点で前記第２の
   管は前記第１の管から離れる該第２の管と、 前記第１と第２の管全体と患者の気道との間に比較的空
   密なシールを行う作用をする装置と、を含む高周波発振
   通風装置と接続して使用される二重管腔気管内管。 ２４）前記第１の管の横断面積は前記第２の管の横断面
   積のほぼ３倍である、特許請求の範囲第２３項記載の二
   重管腔気管内管。 ２５）前記第１の管の横断面積は前記第２の横断面積の
   約２倍から約７倍の間にある、特許請求の範囲第２３項
   記載の二重管腔気管内管。