JPS6240603Y2 - - Google Patents
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- JPS6240603Y2 JPS6240603Y2 JP1983182280U JP18228083U JPS6240603Y2 JP S6240603 Y2 JPS6240603 Y2 JP S6240603Y2 JP 1983182280 U JP1983182280 U JP 1983182280U JP 18228083 U JP18228083 U JP 18228083U JP S6240603 Y2 JPS6240603 Y2 JP S6240603Y2
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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
- A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
- A61M16/022—Control means therefor
- A61M16/024—Control means therefor including calculation means, e.g. using a processor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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- A61M2230/00—Measuring parameters of the user
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【考案の詳細な説明】
本考案は、患者からの検出値に応じて可制御な
呼吸装置を有する呼吸機に関する。
呼吸装置を有する呼吸機に関する。
呼吸機の機械的な動作値だけでなく患者からの
O2検出値ないしCO2検出値を用いて呼吸機を制御
する場合でも、周知のように、公知の呼吸機を使
用することができる。他方自発呼吸の場合と強制
呼吸の場合の生体の状態の相異を考慮する必要が
ある。
O2検出値ないしCO2検出値を用いて呼吸機を制御
する場合でも、周知のように、公知の呼吸機を使
用することができる。他方自発呼吸の場合と強制
呼吸の場合の生体の状態の相異を考慮する必要が
ある。
公知の体積制御式呼吸機では、個々の呼吸サイ
クルの吸気相は、吸気期間に患者に所定体積の吸
気ガスが供給された後終了し、呼気相が始まる。
この場合患者は、単位時間当りの吸気ガス供給量
を一定の範囲内で制御することができる。そこで
公知の体積制御式呼吸機には、吸気ガス供給量の
検出センサと積分器が設けられる。積分器は検出
センサに接続され、個々の吸気相の開始から患者
に供給された吸気ガスの体積を検出する。呼気制
御弁を開放する装置は前記積分器と協働する。呼
気制御弁を開放する装置は、個々の吸気期間に患
者に供給され検出された吸気ガスの体積がセツト
された所定値に達する際に動作する。１吸気相当
りの吸気ガスの体積は定められているが、その吸
気ガスの吸気時間は患者が定める。
クルの吸気相は、吸気期間に患者に所定体積の吸
気ガスが供給された後終了し、呼気相が始まる。
この場合患者は、単位時間当りの吸気ガス供給量
を一定の範囲内で制御することができる。そこで
公知の体積制御式呼吸機には、吸気ガス供給量の
検出センサと積分器が設けられる。積分器は検出
センサに接続され、個々の吸気相の開始から患者
に供給された吸気ガスの体積を検出する。呼気制
御弁を開放する装置は前記積分器と協働する。呼
気制御弁を開放する装置は、個々の吸気期間に患
者に供給され検出された吸気ガスの体積がセツト
された所定値に達する際に動作する。１吸気相当
りの吸気ガスの体積は定められているが、その吸
気ガスの吸気時間は患者が定める。
その形式の呼吸機では肺の状態を考慮すること
ができない。従つて患者の呼吸路の閉塞により吸
気ガスの流速が小さすぎる場合には、吸気に長時
間を要するかあるいは呼吸路の圧力が高すぎるた
め吸気が中断するおそれがある。そのため呼吸機
能のリズムが完全に乱される可能性がある（ドイ
ツ連邦共和国特許第2102837号明細書）。
ができない。従つて患者の呼吸路の閉塞により吸
気ガスの流速が小さすぎる場合には、吸気に長時
間を要するかあるいは呼吸路の圧力が高すぎるた
め吸気が中断するおそれがある。そのため呼吸機
能のリズムが完全に乱される可能性がある（ドイ
ツ連邦共和国特許第2102837号明細書）。
電子制御式サーボ弁を用いて一定体積の呼吸を
実現する呼吸機に、検出値制御機能を設けること
は公知である。この場合動脈内に検出センサを設
け、呼吸する患者の動脈のCO2分圧に応じて該検
出センサを介して呼吸機を制御する。動脈のCO2
分圧の瞬時値に相応する電圧は連続してCO2分圧
検出値増幅器に供給され、加算増幅器に加えられ
る。加算増幅器は瞬時電圧値と、ポテンシヨメー
タにおいてセツトされる目標値とを比較する。そ
して加算増幅器は遅延素子を介して目標値と実際
値との差電圧に応じて呼吸機を制御する。実際値
と目標値との差電圧が零ならば、呼吸機は呼吸機
においてセツトされた正常吸気ガス量の吸気ガス
を患者に供給する。
実現する呼吸機に、検出値制御機能を設けること
は公知である。この場合動脈内に検出センサを設
け、呼吸する患者の動脈のCO2分圧に応じて該検
出センサを介して呼吸機を制御する。動脈のCO2
分圧の瞬時値に相応する電圧は連続してCO2分圧
検出値増幅器に供給され、加算増幅器に加えられ
る。加算増幅器は瞬時電圧値と、ポテンシヨメー
タにおいてセツトされる目標値とを比較する。そ
して加算増幅器は遅延素子を介して目標値と実際
値との差電圧に応じて呼吸機を制御する。実際値
と目標値との差電圧が零ならば、呼吸機は呼吸機
においてセツトされた正常吸気ガス量の吸気ガス
を患者に供給する。
以上のようにCO2分圧値に応じて呼吸機を制御
する場合、即ち血液中のCO2分圧値に応じて吸気
ガス供給量を制御する場合には、患者の肺の状態
を考慮することができない。CO2分圧値に応じて
導出される吸気ガス供給量とセツトされた正常吸
気ガス供給量との大小関係に係りなく、吸気ガス
はまつたく同様に患者に供給される。従つて吸気
ガス供給量が増すと、肺に過大な負荷が加わるお
それがある。これは、粘液性カタルの場合のよう
に肺の内部の少なくとも一部分に負荷を加えるこ
とができない個所がある場合には極めて危険であ
る。また前記形式の呼吸制御では、血液中の酸素
量を考慮していない。従つて肺に血液潅流する際
例えば分岐形成（Shunt）により合併症になるお
それがある（「アネステシスト22」第426頁〜第
422頁、1973年）。
する場合、即ち血液中のCO2分圧値に応じて吸気
ガス供給量を制御する場合には、患者の肺の状態
を考慮することができない。CO2分圧値に応じて
導出される吸気ガス供給量とセツトされた正常吸
気ガス供給量との大小関係に係りなく、吸気ガス
はまつたく同様に患者に供給される。従つて吸気
ガス供給量が増すと、肺に過大な負荷が加わるお
それがある。これは、粘液性カタルの場合のよう
に肺の内部の少なくとも一部分に負荷を加えるこ
とができない個所がある場合には極めて危険であ
る。また前記形式の呼吸制御では、血液中の酸素
量を考慮していない。従つて肺に血液潅流する際
例えば分岐形成（Shunt）により合併症になるお
それがある（「アネステシスト22」第426頁〜第
422頁、1973年）。
本考案の課題は、それぞれ吸気相および呼気相
において肺の状態に応じて働き、呼吸気の分布が
最適で肺が均一に膨張し、換気が容易で慎重な呼
吸を実現する呼吸機を提供することである。また
１呼吸サイクルの間に肺の働きが急変しても、こ
れに連応する呼吸を可能とすることが望ましい。
更に他の物質代謝をできる限り損わないように、
呼吸を制御する必要がある。また単位時間当たり
の心博量が小さくなり過ぎないように構成する必
要がある。
において肺の状態に応じて働き、呼吸気の分布が
最適で肺が均一に膨張し、換気が容易で慎重な呼
吸を実現する呼吸機を提供することである。また
１呼吸サイクルの間に肺の働きが急変しても、こ
れに連応する呼吸を可能とすることが望ましい。
更に他の物質代謝をできる限り損わないように、
呼吸を制御する必要がある。また単位時間当たり
の心博量が小さくなり過ぎないように構成する必
要がある。
本考案によれば前記課題は次のような構成にす
ることにより解決される。即ち、患者からの検出
値に応じて可制御な呼吸装置を有する呼吸機にお
いて、呼吸機が、計算ユニツトと制御ユニツトと
から成る制御装置を備えており、該制御装置の計
算ユニツトに血液ガス分析器と物質代謝量分析器
と心博量検出器と肺機能検出器と呼吸気分析器と
が接続されており、前記肺機能検出器は少なくと
もコンプライアンスと呼吸気抵抗とを１呼吸サイ
クルごとに、即ち１吸気ないし呼気相ごとに２回
以上測定し、前記血液ガス分析器と物質代謝分析
器と心博量検出器と肺機能検出器と呼吸気分析器
とは各々血液ガス組成と物質代謝量と心博量と肺
機能と呼吸気組成とに関する実際値を計算ユニツ
トに供給し、さらに計算ユニツトには正常値入力
ユニツトが接続されており、該正常値入力ユニツ
トは計算ユニツトに正常な血液ガス組成、物質代
謝量、心博量、肺機能および呼吸気組成の標準値
を供給し、計算ユニツトは呼吸サイクル（吸気な
いし呼気相）のうちの１つの部分期間における肺
機能検出器の自際値信号とその直前の呼吸サイク
ル部分期間における同様の実際値との間の変化な
らびに計算ユニツトに供給されたすべての実際値
とこれらに対応する前記正常値（標準値）との比
較から制御信号を算出してこの制御信号を制御ユ
ニツトに送出し、該制御ユニツトには、所望の血
液ガス組成、物質代謝量、心博量、肺機能、およ
び呼吸気組成に対する目標値を外から入力可能な
目標値入力ユニツトが接続されており、制御ユニ
ツトは計算ユニツトから送出された制御信号を前
記目標値信号と比較して、これらの偏差に応じて
修正された（増大または低減された）制御信号を
呼吸装置に送出し、該呼吸装置は呼吸気量を制御
する構成とする。
ることにより解決される。即ち、患者からの検出
値に応じて可制御な呼吸装置を有する呼吸機にお
いて、呼吸機が、計算ユニツトと制御ユニツトと
から成る制御装置を備えており、該制御装置の計
算ユニツトに血液ガス分析器と物質代謝量分析器
と心博量検出器と肺機能検出器と呼吸気分析器と
が接続されており、前記肺機能検出器は少なくと
もコンプライアンスと呼吸気抵抗とを１呼吸サイ
クルごとに、即ち１吸気ないし呼気相ごとに２回
以上測定し、前記血液ガス分析器と物質代謝分析
器と心博量検出器と肺機能検出器と呼吸気分析器
とは各々血液ガス組成と物質代謝量と心博量と肺
機能と呼吸気組成とに関する実際値を計算ユニツ
トに供給し、さらに計算ユニツトには正常値入力
ユニツトが接続されており、該正常値入力ユニツ
トは計算ユニツトに正常な血液ガス組成、物質代
謝量、心博量、肺機能および呼吸気組成の標準値
を供給し、計算ユニツトは呼吸サイクル（吸気な
いし呼気相）のうちの１つの部分期間における肺
機能検出器の自際値信号とその直前の呼吸サイク
ル部分期間における同様の実際値との間の変化な
らびに計算ユニツトに供給されたすべての実際値
とこれらに対応する前記正常値（標準値）との比
較から制御信号を算出してこの制御信号を制御ユ
ニツトに送出し、該制御ユニツトには、所望の血
液ガス組成、物質代謝量、心博量、肺機能、およ
び呼吸気組成に対する目標値を外から入力可能な
目標値入力ユニツトが接続されており、制御ユニ
ツトは計算ユニツトから送出された制御信号を前
記目標値信号と比較して、これらの偏差に応じて
修正された（増大または低減された）制御信号を
呼吸装置に送出し、該呼吸装置は呼吸気量を制御
する構成とする。
本考案では、個々の吸気相および呼気相におい
て物理的な呼吸パラメータ（圧力、体積、圧力お
よび体積の時間微分値等）を複数回肺の状態に応
じて調節するので、呼吸パラメータは固定したも
のでなく、肺の状態に応じて可制御である。呼吸
路の抵抗と肺に固有のコンプライアンスの最適状
態が得られるように考慮するので、肺は均一に膨
張する。従つて呼吸気は均一に分布し、換気が良
好に行なわれる。定値形の公知の呼吸機の場合に
は呼吸にまつたく関与しないか又はほとんど関与
しない肺の部分も、本考案の呼吸機を使用すれば
換気に関与させることができる。呼吸機の動作を
肺の状態に適合させるので、流速および圧力の非
生理的な極値が局所的に生ずることはない。従つ
て呼吸路の抵抗が増大しあるいはコンプライアン
スが異常に変動しても、無理せずに患者に呼吸さ
せることができる。以上のように本考案の呼吸機
を用いれば、従来難しいとされまたは不可能とさ
れていた場合にも、比較的長時間にわたり呼吸さ
せることができる。
て物理的な呼吸パラメータ（圧力、体積、圧力お
よび体積の時間微分値等）を複数回肺の状態に応
じて調節するので、呼吸パラメータは固定したも
のでなく、肺の状態に応じて可制御である。呼吸
路の抵抗と肺に固有のコンプライアンスの最適状
態が得られるように考慮するので、肺は均一に膨
張する。従つて呼吸気は均一に分布し、換気が良
好に行なわれる。定値形の公知の呼吸機の場合に
は呼吸にまつたく関与しないか又はほとんど関与
しない肺の部分も、本考案の呼吸機を使用すれば
換気に関与させることができる。呼吸機の動作を
肺の状態に適合させるので、流速および圧力の非
生理的な極値が局所的に生ずることはない。従つ
て呼吸路の抵抗が増大しあるいはコンプライアン
スが異常に変動しても、無理せずに患者に呼吸さ
せることができる。以上のように本考案の呼吸機
を用いれば、従来難しいとされまたは不可能とさ
れていた場合にも、比較的長時間にわたり呼吸さ
せることができる。
肺機能検出器は呼吸気抵抗（＝レジスタンス）
ならびにコンプライアンス（＝肺の容積膨張能
力）を、呼吸機が流量センサまたは体積測定器な
らびに圧力センサを備えている場合は従来周知の
方法で測定する。呼吸機自体がそのような測定装
置を備えていない場合、相応の個々のセンサを呼
吸路に設けることができる。
ならびにコンプライアンス（＝肺の容積膨張能
力）を、呼吸機が流量センサまたは体積測定器な
らびに圧力センサを備えている場合は従来周知の
方法で測定する。呼吸機自体がそのような測定装
置を備えていない場合、相応の個々のセンサを呼
吸路に設けることができる。
公知の、流速ならびに呼吸路の圧力を測定可能
な呼吸機として、ジーメンス・エレマ社のサー
ボ・ベンチレータ900が挙げられる。このサー
ボ・ベンチレータ900はＬ／min用およびcmH2O
用の２つの指針を備えた測定装置であり、1971年
６月付のこの装置の説明書から公知である。コン
プライアンスの算定のためには、肺機能検出値は
単に体積変化分ΔＶとこれに対応する圧力変化分
Δｐの商を計算すればよい。即ち圧力−体積特性
曲線の勾配の逆数値が検出される。これを第２図
ａ・ｂに示す。
な呼吸機として、ジーメンス・エレマ社のサー
ボ・ベンチレータ900が挙げられる。このサー
ボ・ベンチレータ900はＬ／min用およびcmH2O
用の２つの指針を備えた測定装置であり、1971年
６月付のこの装置の説明書から公知である。コン
プライアンスの算定のためには、肺機能検出値は
単に体積変化分ΔＶとこれに対応する圧力変化分
Δｐの商を計算すればよい。即ち圧力−体積特性
曲線の勾配の逆数値が検出される。これを第２図
ａ・ｂに示す。
流速Ｖ〓／Ｌ／minと圧力ピークへ向かつての特
性曲線の勾配Δｐとがわかつている場合、呼吸路
抵抗ＲはＲ＝Δｐ／Ｖ〓で求められる。これは前記
公知のサーボ・ベンチレータ９００の1971年６月
付の説明書の第３頁に記載されている。従つて、
コンプライアンスと呼吸気抵抗の算定ないし測定
は本発明の対象ではなく、どのように実施しても
よい。
性曲線の勾配Δｐとがわかつている場合、呼吸路
抵抗ＲはＲ＝Δｐ／Ｖ〓で求められる。これは前記
公知のサーボ・ベンチレータ９００の1971年６月
付の説明書の第３頁に記載されている。従つて、
コンプライアンスと呼吸気抵抗の算定ないし測定
は本発明の対象ではなく、どのように実施しても
よい。
次に本考案を実施例について図面により詳細に
説明する。
説明する。
図は本考案の実施例を示す。図の呼吸機は可制
御の呼吸装置７を有する。ブロツクにより図示さ
れた患者８は呼吸装置７を用いて呼吸する。呼吸
装置７には制御装置１０から目標値が供給され
る。制御装置１０は計算ユニツト４と制御ユニツ
ト６から成る。制御ユニツト６は計算ユニツト４
により制御される。計算ユニツト４には血液ガス
分析器１と物質代謝量分析器２と心博量検出器３
と肺の機能検出器５と呼吸気分析用検出器１１が
接続される。血液ガス分析器１と物質代謝量分析
器２と心博量検出器３と肺の機能検出器５と呼吸
気分析用検出器１１には、患者８からの検出値が
加わる。正常値入力ユニツト１２は、建康人の場
合の正常値を計算ユニツト４に供給する。制御ユ
ニツト６には目標値入力ユニツト９が接続され
る。目標値入力ユニツト９は医者が所望する目標
値を制御ユニツト６に加える。
御の呼吸装置７を有する。ブロツクにより図示さ
れた患者８は呼吸装置７を用いて呼吸する。呼吸
装置７には制御装置１０から目標値が供給され
る。制御装置１０は計算ユニツト４と制御ユニツ
ト６から成る。制御ユニツト６は計算ユニツト４
により制御される。計算ユニツト４には血液ガス
分析器１と物質代謝量分析器２と心博量検出器３
と肺の機能検出器５と呼吸気分析用検出器１１が
接続される。血液ガス分析器１と物質代謝量分析
器２と心博量検出器３と肺の機能検出器５と呼吸
気分析用検出器１１には、患者８からの検出値が
加わる。正常値入力ユニツト１２は、建康人の場
合の正常値を計算ユニツト４に供給する。制御ユ
ニツト６には目標値入力ユニツト９が接続され
る。目標値入力ユニツト９は医者が所望する目標
値を制御ユニツト６に加える。
次に図示の呼吸機の動作を説明する。呼吸装置
７には制御ユニツト６から呼吸パラメータの目標
値が加わる。呼吸装置７はまず、吸気相ないし呼
気相において供給すべき呼吸気総量Ｇ（１回呼吸
気量）より少量の所定呼吸気量Ａで患者８に呼吸
させる。その際肺の機能検出器５は、患者８の肺
のコンプライアンスと呼吸路の抵抗を検出する。
これらの検出値は肺の機能検出器５から計算ユニ
ツト４に送られ、計算ユニツト４に記憶される。
そして先行の吸気相ないし呼気相の際に記憶され
たコンプライアンスの検出値および呼吸路の抵抗
の検出値と共に使用され、次の呼吸量の呼吸パラ
メータの目標値が算出される。これらの目標値は
制御ユニツト６から呼吸装置７に供給される。
７には制御ユニツト６から呼吸パラメータの目標
値が加わる。呼吸装置７はまず、吸気相ないし呼
気相において供給すべき呼吸気総量Ｇ（１回呼吸
気量）より少量の所定呼吸気量Ａで患者８に呼吸
させる。その際肺の機能検出器５は、患者８の肺
のコンプライアンスと呼吸路の抵抗を検出する。
これらの検出値は肺の機能検出器５から計算ユニ
ツト４に送られ、計算ユニツト４に記憶される。
そして先行の吸気相ないし呼気相の際に記憶され
たコンプライアンスの検出値および呼吸路の抵抗
の検出値と共に使用され、次の呼吸量の呼吸パラ
メータの目標値が算出される。これらの目標値は
制御ユニツト６から呼吸装置７に供給される。
呼吸気量Ａと呼吸気総量Ｇとの比が小さけれ
ば、肺の機能検出値５はそれだけ頻繁にコンプラ
イアンスの検出値と呼吸路の抵抗の検出値を計算
ユニツト４に供給する。従つて肺の実際の状態に
それでけ適合した形で呼吸させることができる。
この頻度の理論上の上限は、呼吸装置７と患者８
の肺胞との間の呼吸気路および呼吸気中の音速に
応じて定まる。血液ガス分析器１は患者８からの
検出値を用いて血液中のガスを分析し、酸・塩基
の含有量を検出する。血液ガスの検出値は計算ユ
ニツト４に供給される。計算ユニツト４には更に
呼吸気分析器１１から検出値が供給される。計算
ユニツト４では、血液ガス分析器１からの検出値
と呼吸気分析器１１からの検出値が、正常値入力
ユニツト１２からの患者の正常値と比較されチエ
ツクされる。そして計算ユニツト４はこれらの検
出値から制御ユニツト６の制御信号を形成する。
他方制御ユニツト６は、医師が目標値入力ユニツ
ト９においてセツトした値から血液ガス分析に固
有の値を検出し、該検出値と計算ユニツト４から
の制御信号とを比較する。そして比較により検出
される差に応じて、計算ユニツト４から制御ユニ
ツト６に加わる制御信号が増幅又は減衰される。
以上のようにしてコンプライアンスと呼吸路の抵
抗と血液ガス分析の結果と呼吸気分析の結果とを
考慮して算出した呼吸パラメータの目標値が呼吸
装置７に供給される。該目標値に応じて、呼吸気
量だけでなく呼吸気の組成も制御される。
ば、肺の機能検出値５はそれだけ頻繁にコンプラ
イアンスの検出値と呼吸路の抵抗の検出値を計算
ユニツト４に供給する。従つて肺の実際の状態に
それでけ適合した形で呼吸させることができる。
この頻度の理論上の上限は、呼吸装置７と患者８
の肺胞との間の呼吸気路および呼吸気中の音速に
応じて定まる。血液ガス分析器１は患者８からの
検出値を用いて血液中のガスを分析し、酸・塩基
の含有量を検出する。血液ガスの検出値は計算ユ
ニツト４に供給される。計算ユニツト４には更に
呼吸気分析器１１から検出値が供給される。計算
ユニツト４では、血液ガス分析器１からの検出値
と呼吸気分析器１１からの検出値が、正常値入力
ユニツト１２からの患者の正常値と比較されチエ
ツクされる。そして計算ユニツト４はこれらの検
出値から制御ユニツト６の制御信号を形成する。
他方制御ユニツト６は、医師が目標値入力ユニツ
ト９においてセツトした値から血液ガス分析に固
有の値を検出し、該検出値と計算ユニツト４から
の制御信号とを比較する。そして比較により検出
される差に応じて、計算ユニツト４から制御ユニ
ツト６に加わる制御信号が増幅又は減衰される。
以上のようにしてコンプライアンスと呼吸路の抵
抗と血液ガス分析の結果と呼吸気分析の結果とを
考慮して算出した呼吸パラメータの目標値が呼吸
装置７に供給される。該目標値に応じて、呼吸気
量だけでなく呼吸気の組成も制御される。
心博量検出器３は患者８からの検出値を、心博
量に比例する信号として計算ユニツト４に加え
る。計算ユニツト４では、心博量に比例する信号
と正常値入力ユニツト１２からの正常値とが比較
される。心博量の変動に伴い心博量に比例する信
号と正常値との比較の結果が変動する際、計算ユ
ニツト４において、肺の機能検出器５と呼吸気分
析器１１の出力信号から導出される肺胞平均圧力
信号と心博量検出器３の出力信号との相関がとら
れる。心博量の変動が肺胞平均圧力の変動に起因
する場合には、計算ユニツト４に制御信号が生ず
る。該制御信号は計算ユニツト４から制御ユニツ
ト６に供給される。制御ユニツト６では、最終呼
気圧力に関連する呼吸パラメータの目標値が前記
制御信号に応じて調節され、呼吸機７に供給され
る。
量に比例する信号として計算ユニツト４に加え
る。計算ユニツト４では、心博量に比例する信号
と正常値入力ユニツト１２からの正常値とが比較
される。心博量の変動に伴い心博量に比例する信
号と正常値との比較の結果が変動する際、計算ユ
ニツト４において、肺の機能検出器５と呼吸気分
析器１１の出力信号から導出される肺胞平均圧力
信号と心博量検出器３の出力信号との相関がとら
れる。心博量の変動が肺胞平均圧力の変動に起因
する場合には、計算ユニツト４に制御信号が生ず
る。該制御信号は計算ユニツト４から制御ユニツ
ト６に供給される。制御ユニツト６では、最終呼
気圧力に関連する呼吸パラメータの目標値が前記
制御信号に応じて調節され、呼吸機７に供給され
る。
物質代謝量分析器２は患者８から検出した物質
代謝量に関連する値を計算ユニツト４に加える。
計算ユニツト４では、物質代謝量に関連する値と
正常値入力ユニツト１２からの正常値とが比較さ
れる。この比較により検出される差に応じて、計
算ユニツト４は制御ユニツト６の制御信号を形成
する。呼吸装置７に加わる目標値に応じて呼吸パ
ラメータが所定範囲で制御される。
代謝量に関連する値を計算ユニツト４に加える。
計算ユニツト４では、物質代謝量に関連する値と
正常値入力ユニツト１２からの正常値とが比較さ
れる。この比較により検出される差に応じて、計
算ユニツト４は制御ユニツト６の制御信号を形成
する。呼吸装置７に加わる目標値に応じて呼吸パ
ラメータが所定範囲で制御される。
第１図は本考案の実施例のブロツク回路図、第
２図ａは肺の体積変化の説明に供する図、第２図
ｂは肺のコンプライアンスの算定の説明に供する
線図である。 １……血液ガス分析器、２……物質代謝量検出
器、３……心博量検出器、４……計算ユニツト、
５……肺の機能検出器、６……制御ユニツト、７
……呼吸装置、８……患者、９……目標値入力ユ
ニツト、１０……制御装置、１１……呼吸気分析
器、１２……正常値入力ユニツト。
２図ａは肺の体積変化の説明に供する図、第２図
ｂは肺のコンプライアンスの算定の説明に供する
線図である。 １……血液ガス分析器、２……物質代謝量検出
器、３……心博量検出器、４……計算ユニツト、
５……肺の機能検出器、６……制御ユニツト、７
……呼吸装置、８……患者、９……目標値入力ユ
ニツト、１０……制御装置、１１……呼吸気分析
器、１２……正常値入力ユニツト。
Claims (1)
- 呼吸機が、計算ユニツト４と制御ユニツトとか
ら成る制御装置１０を備えており、該制御装置１
０の計算ユニツト４に血液ガス分析器１と物質代
謝量分析器２と心博量検出器３と肺機能検出器５
と呼吸気分析器１１とが接続されており、前記肺
機能検出器は少なくともコンプライアンスと呼吸
気抵抗とを個々の吸気相および呼気相ごとに２回
以上測定し、前記血液ガス分析器と物質代謝分析
器と心博量検出器と肺機能検出器と呼吸気分析器
とは各々血液ガス組成と物質代謝量と心博量と呼
吸気組成とに関する実際値を計算ユニツト４に供
給し、さらに計算ユニツトには正常値入力ユニツ
ト１２が接続されており、該正常値入力ユニツト
は計算ユニツト４に正常な血液ガス組成、物質代
謝量、心博量、肺機能および呼吸気組成の標準値
を供給し、計算ユニツトは吸気相及び呼気相のう
ちの１つの部分機関における肺機能検出器５の実
際値信号と当該部分期間の直前の部分期間におけ
る同様の実際値信号との間の変化に対して、ない
し該変化から、計算ユニツトに供給されたすべて
の実際値とこれらに対応する前記正常値（標準
値）との比較により制御信号を算出してこの制御
信号を制御ユニツト６に送出し、該制御ユニツト
６には所望の血液ガス組成、物質代謝量、心博
量、肺機能および呼吸気組成に対する目標値を外
から入力可能な目標値入力ユニツト９が接続され
ており、制御ユニツト６は計算ユニツト４から送
出された制御信号を前記目標値信号と比較してこ
れら実際値、目標値間の偏差に応じて修正された
（増大または低減された）制御信号を呼吸装置７
に送出し、該呼吸装置は呼吸気量を制御すること
を特徴とする、患者からの検出値に応じて可制御
な呼吸装置を有する呼吸機。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE2505670A DE2505670B2 (de) | 1975-02-11 | 1975-02-11 | Beatmungssystem |
| DE2505670.6 | 1975-02-11 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59111136U JPS59111136U (ja) | 1984-07-26 |
| JPS6240603Y2 true JPS6240603Y2 (ja) | 1987-10-17 |
Family
ID=5938588
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP51013853A Pending JPS51105194A (ja) | 1975-02-11 | 1976-02-10 | |
| JP1983182280U Granted JPS59111136U (ja) | 1975-02-11 | 1983-11-28 | 患者からの検出値に応じて可制御な呼吸装置を有する呼吸機 |
Family Applications Before (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP51013853A Pending JPS51105194A (ja) | 1975-02-11 | 1976-02-10 |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (2) | JPS51105194A (ja) |
| BE (1) | BE838444A (ja) |
| BR (1) | BR7600803A (ja) |
| CH (1) | CH593058A5 (ja) |
| DE (1) | DE2505670B2 (ja) |
| FR (1) | FR2300579A1 (ja) |
| GB (1) | GB1544639A (ja) |
| NL (1) | NL7600186A (ja) |
| SE (1) | SE424504B (ja) |
Families Citing this family (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2744327C2 (de) * | 1976-10-07 | 1982-04-15 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Beatmungssytem |
| FR2366845A1 (fr) * | 1976-10-07 | 1978-05-05 | Draegerwerk Ag | Procede de commande et de controle d'un appareillage de ventilation |
| DE2926747C2 (de) * | 1979-07-03 | 1982-05-19 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Beatmungsanlage mit von Patientenwerten gesteuertem Beatmungsgerät |
| ES8201825A1 (es) * | 1981-02-17 | 1982-01-16 | Medicas Manuf | Mejoras introducidas en un respirador de uso clinico |
| DE3401841A1 (de) * | 1984-01-20 | 1985-07-25 | Drägerwerk AG, 2400 Lübeck | Beatmungssystem und betriebsverfahren hierzu |
| JPS6185963A (ja) * | 1984-10-02 | 1986-05-01 | 安本 和正 | 炭酸ガス分圧制御装置 |
| US4706664A (en) * | 1986-04-11 | 1987-11-17 | Puritan-Bennett Corporation | Inspiration oxygen saver |
| US4915103A (en) * | 1987-12-23 | 1990-04-10 | N. Visveshwara, M.D., Inc. | Ventilation synchronizer |
| DE3817053A1 (de) * | 1988-05-19 | 1989-11-30 | Draegerwerk Ag | Verfahren zur steuerung eines beatmungsgeraetes und vorrichtung hierzu |
| DE4309923C2 (de) * | 1993-03-26 | 1995-02-16 | Boesch Wilhelm | Vorrichtung zur Zufuhr von Atemgas zu einem Patienten |
| SE9504312L (sv) * | 1995-12-01 | 1996-12-23 | Siemens Elema Ab | Sätt vid styrning av en andningsapparat samt en andningsapparat |
| DE19716166A1 (de) * | 1997-04-18 | 1998-10-22 | Meier Bernd Horst Dr | Verfahren und Vorrichtung zur Steuerung und Unterstützung natürlicher Atmung und künstlicher Beatmung |
| US7886739B2 (en) * | 2005-10-11 | 2011-02-15 | Carefusion 207, Inc. | System and method for circuit compliance compensated volume control in a patient respiratory ventilator |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1299140A (en) * | 1971-11-02 | 1972-12-06 | Philips Electronic Associated | Electronically controlled gas pressure meter |
| CH549392A (de) * | 1972-03-27 | 1974-05-31 | Hoffmann La Roche | Beatmungsgeraet mit selbsttaetiger regelung des druckes und flusses des atmungsgases. |
| JPS4898699A (ja) * | 1972-03-29 | 1973-12-14 |
-
1975
- 1975-02-11 DE DE2505670A patent/DE2505670B2/de not_active Ceased
-
1976
- 1976-01-09 NL NL7600186A patent/NL7600186A/xx not_active Application Discontinuation
- 1976-01-16 CH CH53676A patent/CH593058A5/xx not_active IP Right Cessation
- 1976-02-09 BR BR7600803A patent/BR7600803A/pt unknown
- 1976-02-10 SE SE7601432A patent/SE424504B/xx not_active IP Right Cessation
- 1976-02-10 FR FR7604364A patent/FR2300579A1/fr active Granted
- 1976-02-10 JP JP51013853A patent/JPS51105194A/ja active Pending
- 1976-02-11 GB GB5471/76A patent/GB1544639A/en not_active Expired
- 1976-02-11 BE BE164226A patent/BE838444A/xx not_active IP Right Cessation
-
1983
- 1983-11-28 JP JP1983182280U patent/JPS59111136U/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59111136U (ja) | 1984-07-26 |
| GB1544639A (en) | 1979-04-25 |
| DE2505670A1 (de) | 1976-08-19 |
| JPS51105194A (ja) | 1976-09-17 |
| FR2300579A1 (fr) | 1976-09-10 |
| NL7600186A (nl) | 1976-08-13 |
| DE2505670B2 (de) | 1978-11-30 |
| SE424504B (sv) | 1982-07-26 |
| BR7600803A (pt) | 1976-08-31 |
| CH593058A5 (ja) | 1977-11-15 |
| BE838444A (fr) | 1976-05-28 |
| SE7601432L (sv) | 1976-08-12 |
| FR2300579B1 (ja) | 1982-01-22 |
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