JPS62501051A - 医療用呼吸装置 - 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】 本発明は、患者の人工呼Ｖ＆を行うための呼吸用ガスを供給する呼吸装置に関し 、特に、患者に与えられる呼吸用ガスの流量および圧力パラメータに対する優れ た制御能力を有する容積型外Ｖ＆装置に関する。

２従来技術の簡単な説明 患者の人工呼吸のために空気、または空気・酸素混合物を供給する人工呼吸器ま たは呼吸装置は斯界において周知である。

従来の＝型式の人工呼吸器は、一般に、「圧力呼吸釦と称されている。なぜなら 、作動においてそのような呼吸器は呼吸用ガスを所定の圧力対時間サイクルに従 って患者に与えるからである。

従来のもう１つの型式の人工呼吸器は、１呼吸サイクル毎に所定容量の呼吸用ガ スを患者に与えるので「容積型呼吸器」と称されている。換言すれは、「容積型 呼吸器Ｊは、呼吸用ガスを所定の容量対時間または丸蓋対時間の関数に従って患 者に供給する。

当業者には明らかなように、人工ｌＰＰ吸器は、人工呼吸プロセスの数個のパラ メータを正確に監視し、それらのパラメータを所定の限度内に安定して維持する ことができることが理想である。詳述すれば、そのようなパラメータとしては、 呼吸用ガス中の酸素含有率（単なる空気ではなく、空気゛と酸素の混合物が特定 の患者のために処方される場合）、呼吸装置内の、患者に近接する側におけるガ スの圧力（近位圧力）などがある。

先に述べたように、容積型呼吸器は、各呼吸サイクル毎に所定容量の呼吸用ガス を患者に送給するという基本的原理に基いて作動する。しかしながら、ガスの流 量は、そのサイクル中必ずしも一定であるとは限らず、むしろ、呼吸用ガスは、 しばしは、個々の患者の要件に適合するように医師が定めた所定の丸蓋対時間（ または所定の容量対時間）の曲線に従って患者に送給される。

呼吸用ガスの近位圧力も（流量の場合と同様にＸ従来の呼吸器においては、通常 、一定に維持されず、むしろ、ある種の呼吸モードにおいては、通常、系内の圧 力を所定のレベルに維持するように開閉する呼気弁によって制御される。しかし ながら、呼気弁によって維持される圧力レベルは、呼吸サイクル中終始一定に保 たれるわけではなく、患者の肺を呼吸用ガスで膨らませることを可能にし、次い で患者がＩＪＰ気する間肺を所定の圧力レベルにまで収縮させるのｔ可能にする ように一定の時間サイクル内で変化する。また、呼気弁は、患者の肺に誤まって 過度の圧力を与えるおそれをなくするための本要な安全弁としての役割をも果す 。

以上に要約した要件に加えて、人工呼吸器は、安定して、かつ、安全に作動しな けれはならず、少くとも理想としてはそのように作動すべきである。例えば、安 全性の要件とは、呼吸プロセスの諸制御パラメータ全正確に維持することだけで はなく、停電や、その他の重大な故障が生じたと１！患者が自然呼吸をすること ができるように迅速に周囲空気にアクセスすることができることを含む。

更にまた、人工容積型呼吸器は、理想としては、呼吸器が完全に患者に代って我 意を与える場合の「容ｆｆｉ調節」我意や、「補助容ｘｉ節」我意や、「自発」 我意などの幾つかの型式の吸、ａを与えることができなければならない。後の２ つの型式の我意においては、呼吸器は患者の自発的我意努力を検知してそれを補 助または支持する。

従来技術は、以上およびその他の要件を多少とも充足すること全企図として幾つ かの呼吸器を開発してきたが、一般に、従来の容積型呼吸器は、所定濃度の空気 −市素混合物を供給するための混合器と、コンピュータ式流皿制御器と、コンピ ュータ式圧力制御器を備えている。従来の流量制御器は、通常、呼気弁の解放圧 を制御するためにパイロット圧を発出する圧力調整器から成る。

従来技術の人工呼吸器の例およびそのような呼吸器の構成要素は、米国特許第４ ，０３６，２２１．４．１７７．８３０．４．３３へ５９０．４．３２へ５１３ ．４，２０４，５５６、へ９０３，８８１．４．１９０，０４５．４，４４８， １９２．４．５２５．０６４．４，２６２，６８９．４．３３４４５３　および ４．０９７．７８６　号に記載されている。

従来の呼吸器は多くの医療用途に適していることが実証されているが、呼吸器の 時間周期の流量および近位圧パラメータをよシ正罹に監視し所定の値にＭＡする ことの必要性が詔誠されるようになってきた。従って、本発明は、上述した重要 なパラメータを正確に監視し、安定して所定の値に維持する優れた能力を有する 呼Ｖ＆器を提供し、それによって、当該技術分野に大きな進歩をもたらすもので ある。

発四の概要 本発明の目的は、近位圧を所定の圧力対時間関数によって設定された限度内に維 持するために優れたサーボ制御式圧力調整器を有する人工呼吸装置を提供するこ とである。

本発明の他の目的は、患者への呼吸用ガスの温湿を所定の流散対時間関数によっ て設定された限度内に維持するために優れたサーボ制御式流れ調整器を有する人 工呼吸装置１に提供することである。

以上およびその他の目的および利点は、圧力ｌ１ＭＭされた呼吸用ガス源と、呼 吸用ガス源の流量を所定の流量対時間の関数に従って設定する流量制御器組立体 と、患者の近位ガスと流体連通した呼気弁およびパイロット圧を創生し該パイロ ット圧を介して呼気弁を制御するパイロット圧制御弁を含む圧力制御器組立体と を備えた呼吸装置によって達成される。

上記パイロット圧制御弁は、実質的に一定圧力のガス源に接続され、周囲大気へ の出口を有するベンチューリ型噴出孔を備えておシ、ペンチニーり型噴出孔を通 って流れるガスの流れは、ステップモータに連結された弁を通して制御される。

ステップモータは、コンピュータからの信号によって１ｉ１４整される。ペンチ ューり型噴出孔に連通した静圧ボートが、上記呼気弁に対しパイロット圧を供給 する。

患者の近位圧を感知し、瞬間近位圧を表わす信号をコンピュータへ送るための圧 力ドランスジューサが系内に接続されている。コンピュータは、そのメモリに所 定の圧力対時間関数全記憶し、該関数によって要求される圧力値を圧力ドランス ジューサによって感知された瞬間圧力と比較し、その結果として、修正用電気信 号を発生して上記ステップモータへ送シ、上記弁１１５節して、好ましくは次の 呼吸サイクルにおいて、上記パイロット圧を該記憶された所定の圧力対時間関数 によって要求される値に調節する。

本発明の呼Ｕｌｋ装置の好ましい実施例においては、流量制御器組立体は、第２ のステップモータの軸に数句けられた非対称カムによって作動され直線的に＃動 する流量制御弁を備えている。第２ステツプモータは、流量トランスジューサの よって感知される瞬間流１をコンピュータのメモリに記憶された流五対時Ｉｌｌ 関数と比較した結果としてフンピユータから送られてきた別の修正用電気信号に よって制御される。

好ましい実施例の説明 以下に、添付図ヲ瓢照して本発明の好ましい実施例を説明する。ここに開示した 本発明の実施例は、本発明を商業的に実施する上で最良の実施形態であると考え られるものであるが、本発明の範囲内で他のいろいろな変型が可能であることは 明らかであろう。

第１図を参照・すると、本発明の好ましい実施例による人工呼吸装置１０が示さ れている。この呼吸装置の構造は、その幾つかの構成要素ヲ通して患者１２へ送 られる空気または空気・酸素混合物の流れ経路を辿シ、患者から周囲環境へ吐出 される呼気の経路を辿って説明することによって最も良く理解されよう。

説明を始めるに当って、ここに開示した呼吸装置１０の構成要素のうちのあるも のは、斯界において周知のものであることに留意されたい。そのような周知の要 素の機能および構造の説明は、ここでは、呼吸１１４Ｉ！に：１０およびその新 規な構成要素と機能を説明するのに必要な程度に留めることとする。

第１図の左下隅には空気入口フィルタ１４と酸素入口フィルタ１６とが概略的に 示されている。堅気フィルタ１４および酸素フィルタ１６は、それぞれ加圧供給 空気および酸素を受取る。それぞれのフィルタ１４および１６を通過した空気お よび厳禁は、それぞれ逆止弁１８．２０ｔ−通って空気１整器２２およびｌ！ｉ ！素中継器２４に流入する。空気フィルタ１４および酸素フィルタ１６は、それ らのガス中に存在するエーロゾルおよび粒子によって呼吸袋［１０が汚染される のを防止する。逆止弁１８．２０は、空気供給源および酸素供給源の逆汚染を防 止する。

空気フィルタ１４と空気ル４製器の間および酸素フィルタ１６と１！？素中継ｉ ２４の間の導管にそれぞれ電気圧力スイッチ２６．２８および圧力計３０．３２ が介設されている。圧力計５０は、空気調整器２２に流入する空気の実際の圧力 を測定し、圧力計３２はｒｎ素中継器２４に流入する酸素の実際の圧力ｔ−測測 定る。圧力計３０．５２は、医療従事者が容易に観察することができるように呼 吸袋［１０の外部に取付けることが好ましい。概略的にいえば、第１図の破線の 四角３３の外側に示された部品は、呼吸袋ｒＩＬ１０の機枠の外部に装着された ものである。

各圧力スイッチ２６．２８は、それぞれ第１図に５４．３６として示される電気 出力信号を呼吸装置のマイクロコンピュータ制御器３８（単に、「マイクロコン ピュータ」または「コンピュータ」とも称する）へ供給し、空気および酸素ガス の入力圧が十分であるかどうかを知らせる。詳述すれば、ここに開示した好まし い実施例では、圧力スイッチ２６．２８は、単極、単投型であシ、圧力が約２８ ±α５１ｂ／ｉｎ”　（ゲージ圧）（ｐｓｌｓｒ）以下に低下したとき閉成する ように設定されたものとするととｔ、！好ましい。どちらか一方の圧力スイッチ が対応する導管の圧力不足によシ閉成されると、信号３４または５６ｔ−直接交 差ソレノイド弁４０へ送る。

交差ソレノイド弁４０は、逆止弁１８から空％１１整器２２への導管と、逆止弁 ２０から酸素中継器２４への導管との間に両者を交差させるような態様で介設さ れている。このソレノイド弁４０の作動態様は以下の通シである。呼吸袋ｖＬ１ ０の平常作動中は弁４０は閉じている。

空気または＃＊のどちらの供給が中断すると、それぞれ対応する圧力スイッチ２ ６．２８からの信号５４．５６によって弁４０が開放される。それによって、空 気または酸素のどちらか供給可能な方を対応する空気調整器２２または酸素中継 器へ流入させる。以下の説明から明らかになるように、呼吸装置ｆ１０は、交差 ソレノイド弁４０が開放した状態で空気または酸素のどちらか一方だけしか供給 されない場合でも機能することができる。ただし、その場合は、患者１２へ供給 される呼吸用ガスの酸素濃度は低下する場合がある。

呼吸装置１０の上述したフィルタ、圧力スイッチ、圧力計、調整器およびソレノ イド弁等の各要素は、現行技術水準の呼吸器の標準的構成要素であるから、それ らの構造の詳しい説明は不要である。入口フィルタ１４．１６は１．−５１″Ｆ 〜＋１０４″Ｆの温度範囲で作動することができ、［Ｌ４μ以上の粒子または１ μ以上の液滴の９８．５％以上の捕捉率を有するものであることが好ましい。圧 力計５０．３２の測定範囲は０〜１００　ｐａｉｇであることが好ましい。フィ ルタ１４．１６への空気および酸素ガスの導入圧力は、３０〜１００　ｐｓｌｇ の範囲であることが好ましい。なぜなら、この好ましい実施例の装置１０を良好 な作動状態に維持するには少くとも２日±α５　ｐｇｌｇの圧力が必要とされる からである。

空気調整器２２は、やはシ！４！賑１０の構成ｙ素のうちの現行技術水準の標準 的な４１１ｉｌ器であるが、広い流血範囲、好ましくは約θ〜８０ｊ／ｍ１ｎ（ 標準状態で）（０〜８０ＳＬＰＭと書く）の流血範囲において実質的に一定圧の 空気管送出することかできる精密機器である。ここに開示した好ましい実施例に おいては空気調整器２２は、１８．２±α１　ｐｓｌｇの空気を送出するように 設定されている。

酸素中継器２４は、やはシ装［１０の構成要素のうちの現行技術水準における標 準的な機器であシ、空気ｍ製器２２と同様の出力および圧力調整特性を有してい る。

第１図に示されるように、酸素中継器２４は、調整器２２の出力端から入力パイ ロット圧を受取シ、酸素中継器２４の出力圧を空気ｍｓ器２２にｆａ属させる。

これは、１１９’＠装置１０内で空気と酸素ガスの正確な配合を行うためには、 両ガスの圧力を実質的に同じにしなければならないので、重要である。

第１図に示された装置１０の空気ガスおよび酸素ガスの経路を更に辿って説明す ると、両ガスは配合器組立体４４に流入する。配合器組立体４４は、他の機器と 区別し易くするために破線の四角４６で囲まれている。この配合器組立体４４の 機能は、空気と酸素を、個々の患者１２の要件に適合するように医師が決定した 「呼吸処方箋」に従ってマイクロフンピユータ制御器３８によって予め定められ た比率で混合することである。従って、配合器組立体４４の出力端における空気 と酸素の混合比は、呼吸装置の所定の制御パラメータであシ、この比は、装置１ ０の前面制御盤（図示せず）に設けられたマイクロコンピュータ制御器３８のメ モリに入れられる。

本発明の呼吸装置１０に組入れられる配合器組立体４４は、現行技術水準におい て標準的なものであってよいが、第１図の概略図に示されるようにダブル可変オ リフィス原理に基いて作動する単段酸素配合弁４８ｔ−備えたものであることが 好ましい。配合弁４８のそれぞれ別個のボート５０．５２に圧力を平衡化された 空気導管および酸素導管が接続されている。両ガスの流れを同時に制御するため に、ねじ何輪５６と、それと突合せ関係に対峙したばね押しビン５７とによって 支持されたステンレス鋼の球５４が２つの座部５８と６０の間で＠後動するよう になされている。球５４全２つの座部５８と６０の間で動かされると、一方のオ リフィス即ちボートの流れ断面積が増大され、他方のオリフィス即ちボートの流 れ断面積が減少する。従って、総有効流れ断面積は、２つのガスの配合比の設定 値が何であれ、不変である。

ねじ何輪５６、従って球５４は、ステップモータ６４の段階的回転によって撓み 継手６２を介して制御される。

ステップモータ６４は、マイクロコンピュータ制御器３８から入力６６を受取る 。入力６６は、軸５６に取付けられた光学ディスク７１の位［１一監視する光学 位置センサ７０の出力６８に応答して定められる。光学位置センサ７０は第１図 には概略的に示されている。

かくして、マイクロコンピュータ制御器３８は、配合弁４８から流出する呼吸用 ガス混合物の空気とｒ！！素を一定の比率に維持する。周知のように、この比率 は、約２１％０意（純粋空％）から約１００％Ｏｔ　（純粋酸素）の範囲内で変 えることができる。

ここに開示した好ましい実施例においては、呼吸用ガス混合物は、約５６！の容 積の蓄積器７２内に蓄積された後、配合器組立体４４から放出される。蓄積器７ ２は、配合器４４が呼吸用ガスの要求量の急激な変動に対処することを可能にす る。

本発明は、現行技術水熱において標準的な配合器を用いて実施することができる から、配合器組立体４４のこれ以上の詳細な説明は不要であろう。そのような配 合器の詳細は、本出願と同日に出願された、電子制御によるガス配合装置と題す る本出願人の米国出願に記載されている。

第１図の左側を参照すると、空気調整器２２から画素中継器２４のパイロットボ ート即ち制御ボートに通じている導管は、空気調整器２２の出力圧（図示の好ま しい実施例では１８．２±ｃＬ１ｐｍ１ｇ　）で空気を駆動弁７４へ導くように 分岐されている。駆動弁７４の出力は、ここでは、系統空気、駆動空気、系統圧 力または駆動圧力と称する。

同じ源から分岐されたもう１つの導管は、空気（１８，２土ａ１ｐｇｔｇ）を安 全ソレノイド弁７６に導く。安全ソレノイド弁７６は、マイクロコンピュータ制 ＃器３８から電気制御信号７５を受取る。装置１０が停電になったり、あるいは 装置１０が何らかの原因で作動不能であることがマイクロコンピュータ制御器５ ８によって検知されると、制御信号７５が安全ソレノイド弁７６を閉鎖する。常 態では、ソレノイド弁７６は、開放しておシ、水圧空％を駆動弁７４の制御圧即 ちパイロット圧ボート７８へ通す。従って、常態では、ソレノイド弁７６は、加 圧空気が駆動弁７４會通って流れるようにする。しかしながら、安全ソレノイド 弁７６が１７Ｊ鎖されると、駆動弁７４の制御ポート７８が圧力を受けないので 、駆動弁７４は閉鎖される。このように停電や、装置１［１０の不作動状態がマ イクロコンピュータ制御器３８によって検知されると、駆動空気即ち系統空気が なくなる。

また、空気調整器２２が加圧空気を送出することかできず、系内に「圧力欠損」 が生じた場合にも、駆動弁７４は・装置１０の電気的部分の作動如何に拘らず、 入力も、出力もなくなる。追って説明するように、駆動弁７４の駆動空気出力は 、本発明のパイロット圧制御弁全駆動するのに用いられる。従って、駆動空気が なくなれば、このＭｔｔｌｏの人工呼吸操作は停止する。しかしながら、その場 合患者１２は、後述するような態様で、自発我意のために／ｉ＃囲空気を吸入す ることができる。

ｄＦ述すれば、呼吸用混合ガスは、流れ遮断弁８２へ送られ、それをｊして導ら れる。遮断弁８２０制御ボート８４は、駆動弁７４から約１８　ｐｓ　Ｉｇ（ｔ 　２６５　Ｋ１１／ｃｙａ”、ゲージ圧）の駆動空々を受取る。制御ポート８４ にパイロット圧が存在しない場合は、遮断弁８２は閉止する。

従って、駆動弁７４が圧力出力管もたない（駆動空気がない）場合は、呼吸用ガ スは、遮断弁８２を通ることができない。呼吸用ガスは、遮断弁８２がら本発明 の呼吸装置ｋ１０の流社制御器組立体８６へ流れる。流１制御器組立体８６のこ とに開示した構造は新規なものである。

流藍制御器組立体８６は、第１図では破線で描かれた箱８７で囲まれている。こ の組立体の一部は、＠４図の断面図にも示されている。組立体８６は、弁本体８ ８と、弁＠９２に座着する球弁体９０を備えている。呼吸用ガスは、遮断弁８２ から約１０〜１８　ｐｓｌｇ（α７０５〜ｔ２６５〜／ｃｍ”、ゲｉジ圧）で弁 本体８８の入口ボート９４に流入し、次いで、球弁体９０と弁座９２によって画 定された弁口を通シ、出口ボート９６ｔ−通って本体８８から流出する。

第４図から明らかなように、弁座９２に対する球弁体９０の位置は、スライド軸 受１００によって支持されたロッド９８によって制御される。ロッド２８の、球 弁体９ａのある何とは反対側の端部にカム従６１ｏ２が取付けられている。カム 従５）１０２は、第２ステツプモータ１０８の軸１０６に取付けられた非対称カ ム１０４と係合する。球弁体９０と弁座９２との間の間隙は弁の全開状態におい ても比較的小さいので、呼吸用ガスの圧力は、弁本体８８内を通ることによって 約１０〜１　Ｂ　ｐｍｌｇ（Ｉ１７０５〜ｔ　２６５Ｋｙ／ｃｍ”　、ゲージ圧 ）から約０〜２　ｐａｌｇ（０〜α１４１　Ｋｇ／ｌが、ゲージ圧）にまで低下 する。従って、本体８８の高圧側の圧力によシカム従ｔ！ｒＪ１０２が非対称カ ム１０４に圧接されるＯで、カム従＠１０２’ｉカム１０４に正確に追従させる だめの別個のばね等を必要としない。

第２ステップモータ１０日は、マイクロコンピュータ制御器５８の電気入力信号 １１０によって制御される。

ここに開示した実施例においては、ステップモータ１０８は、１８９刻みの回転 をし、制御ロッド９８に１刻みにツキ１０５２インチ（ｔ３２ｏｓｍ）の直進運 動を与える。かくして、以上の説明から分るよりに、ステップモータ１０８は、 弁本体８日ｔ−通る呼吸用ガスの流ｊｌｌ制御する。弁本体８８内の弁体の全開 および全閉位置は、ステップモータ１０日の１８９刻み（モータの完全１回転に は満たない）に相当し、光センサ１１２によって検出される。光センサ１１２が 発する光線が、弁体のゼロ流れ（全閉）位置と完全流れ（全開）位置においての み遮断されるようになされている。

流量制御器組立体８６に組入れられた光センサ１１２の構造および機能は、呼吸 装置１０のパイロット圧制御弁に組入れられた光センサと類似したものであるか ら、光センサ１１２の説明は、パイロット圧制御弁に関連して更になされるが、 流量制御器組立体８６の説明をするに当っては、光センサ１１２の出力１１４は 、第２ステツプモータ１０８の両極端位置を設定し点検するための基準をマイク ロコンピュータ制御器５８に与えるものであると述べるだけで十分であろう。

次に、第１図の概略図の右下側を参照して説明すると、呼吸用ガスは、弁本体８ ８の出口ポート９６から流れ調整器１１６へ流れる。流れ調整器１１６は、ガス の流れが流れトランスジューサ１１８に流入する前に音及び乱流管最少限にする 慣用の機器である。

流れトランスジューサ１１８は、米国特許第４６８０．３７５に記載された型式 のものであることが好ましく、呼吸用ガスの瞬間流量を検出し、検出された流量 を表わす電気信号１２０をマイクロコンピュータ制御器３８へ送給する。

マイクロコンピュータ制御器３８は、そのメモリに所定の流量対時間関数を記憶 している。この関数は、呼吸装置ｔが所定の時ｒＩＪ１間隔で、あるいは１．獣 者の吸込み動作を表わす近位圧力の降下に応答して、調節された飯の息（呼吸用 ガス）を送給するときの流量基準値を提供するのに用いられる。呼吸装置が「自 発的な」息（患者自身によって始められ制御される息）を送る場合は、マイクロ コンピュータのメモリに記憶されている流量アルゴリズムは、近位圧力の変化に よって測定される患者の瞬間要求量の関数である流１基準値を供給する。いずれ の場合にも、マイクロコンピュータ制御器３８は、信号１２０を、記憶されてい る流量対時間関数によって、あるいは、流量アルゴリズムによって要求される流 ！！に基準値と比較し、両者の差に対応する制御信号１１０を発信する。制御信 号１１０は、第２ステツプモータ１０８へ送られてその位置を制御し、必要な場 合は流ｆｆｌを所要の値に合致するように調節するのに用いられる。かくして、 流量の正確な調節？：確保する丸めに実質的に瞬間瞬間のサーボ制御が行われる 。

第１図の右側部分を参照すると、遮断弁６２の出力端から流量制御器組立体８６ へ延長している導管と並列関係をなしてパージ−放出弁１２１に延長した導管が 示されている。パージ−放出弁１２１は、標準的な慣用構造のものであって、喉 部１２２と、ディフューザ１２４と、２つの出口即ち出口１２６とオリフィス１ ２８ｔ−有している。ここに開示した好ましい実施例においては、パージ・放出 弁１２１は、出口１２６を通して約２１／ｍｌｎ（２）ｐｍ　）の呼吸用ガスを 周囲大気へ放出することが可能なように設計されている。どの放出は、呼吸装置 の外側の排気出口１３０を通して行われる。出口１３０は、呼吸装置の外部に取 付けられ、周＠環境に開口したチューブであってよい。パージ・放出弁１２１の オリフィス１２８は、この好ましい実施例では、患者に対して約１１３１７ｍＩ ｎの平均流れを供給する。

このパージ・放出弁１２１ｔ−通しての？！続呼吸ガス流れに加えて、上記流量 制御器組立体８６を通しての約５ノアｍｌｎの呼吸用ガスのベースライン（バイ アス）流しが供給される。以下の説明から分るように、とのバイアス流れは、患 者１２によって吸入されない場合は、患者の呼気（吐出し）サイクル中に周囲環 境へ逃がされる。

パージ・放出弁１２１を通しての呼吸用ガスの連続流れと、流量制御組立体８６ 全通してのバイアス流れとを併用することが望ましい。なぜなら、配合器組立体 ４４は、流れが非常に少い場合は、十分な精度で混合することができないからで ある。従って、連続流れは、配合器組立体４４が、十分な配合精度で配合するの に十分な高い流量で作動することを可能にする。

パージ・放出弁１２１から患者１２に向っての少量の（約α１５４／ｒｎｌｎ以 下）の流れは、患者から吐出される液体やその他の物質が装置１０の近位空気導 管１２９へ進入するのを防止する。

呼吸用ガスは、第１図では、流れトランスジューサ１１８から安全弁組立体１３ ２へ流入するものとして示されている。安全弁１３２は、駆動弁７４がら空気を 受取る制御圧ボート即ちパイロット圧ボー）１３４乏有している。パイロット圧 ボート１３４にパイロット圧の入力がないときは、安全弁１３２は、第１出ロボ ート１５６を通して外部排気口１３０、従って周囲大気に開放している。しかし ながら、ボート１３４に駆動空気が流入しているときは、安全弁１３２は周囲大 気に対して閉止され、呼吸用ガスが安全弁１３２の第２出口ボート１３８含通っ て患者１２の方へ流れる。安全弁１５２内の呼吸用ガスの流路にはガスの逆流の 防止するための一方逆止弁１４０が設けられている。

呼吸用ガスは、安全弁組立体１３２から随意選択として設けることができる慣用 のバクテリアフィルタ１４２および慣用の給湿器１４４を通って流れる。

安全弁１５２の呼吸用ガスの流路内に温度センサ１４６が配設され、マイクロコ ンピュータ制御器３８へ入力信号１４８を送るようになされている。マイクロコ ンピュータ制御器３８は、温度センサ１４６からの入力信号１４８を用いて、医 学的に許容される「体温、圧力、飽和」条件下で患者へ供給される呼吸用ガスの ｆｆｉを計算する。

圧力ドランスジューサ１５０は、安全弁１５２に連続されておル、安全弁内の圧 力を常時監視して、圧力を表わす入力信号１５２をマイクロコンピュータ制御器 ３８へ供給する。安全弁１３２内の圧力は、一般に、「機械圧」と称される。機 械圧は、常態では患者１２の近位圧より僅かに高いだけとされ、呼吸プロセスの 重要なパラメータである。従って、圧力ドランスジューサ１５０は、後述する近 位圧トランスジューサのための補助およびチェック機能を果す。

安全弁組立体１３２の作動は、以上の説明および図面から明らかであろう。即ち 、駆動空気が存在しないときは、安全弁１５２は、周囲環境へ通じる第１出ロボ ート１５６全通る流路を設定するように開放する。この状態では、患者１２は、 安全弁１５２全通して周囲空気全吸入することができる。ただし、患者が安全弁 １３２全通して呼気する（、１を吐く）ことは一方逆止弁１４０によって防止さ れる。追って説明するように、患者１２は、常に、たとえ停電またはその他の装 置の故障が生じ九ときでも、呼吸装置１０の呼気弁を通して息を吐くことができ る。逆止弁１４０は、また、水蒸気が後述する給湿器から上流で系内へ流入する のを防止する働きもする。

呼吸用ガスは、給湿器１４４から患者の吸気管と、呼気弁とに連結きれたＹ継手 冴１５４へ流れる。ここに開示した好ましい実施例では、パージ・放出弁１２１ とＹ継手管１５０との間の導管にバクテリアフィルタ１５６が配設されている。

Ｙ　１！手管１５０内およびその近傍に存在する圧力は、一般に、「近位圧」と 称される。当業者には容易に理解されるように、近位圧は、呼吸袋ｊｉ１０およ び人工呼吸プロセスの極めて重要なパラメータであシ、常時監視されて圧力計１ ５８に表示される。近位圧は、王カドランスジューサ１６０によっても監視され 、該トランスジュー　サカラマイクロコンピュータ制ｗＪ器３日へ近位圧を表わ す入力信号１６２が送られる。

Ｙ継手管１５４（患者回路）に導管によって接続された呼気弁１６４は、第１図 の右側上部に示されておシ、その構造詳細は第２図に示されている。

呼気弁１６４は、図に示されるように慣用構造のものであってよいが、本発明の 呼吸装置ｊｔ１０に使用するのに特に適した呼気弁は、「医療用呼吸器のための 低騒音呼気弁」と題する、本出願と同日に出願され九本出項人の米国特許項に記 載されている。

呼気弁１６４は、パイロット式逃し弁として作動するものであ夛、入口ポート１ ６６と、凝縮水トラップ１７０に通じる第１出ロボート１６８と、温度制御室１ ７４に通じる第２出ロボート１７２を有している。吐出されたガス、または患者 回路から何らかの形で排出されたガスは、温度制御室１７４から第１図に参照番 号１７６で概略的に示された外部流れトランスジューサ先遣って周囲環境へ逃が される。外部流れトランスジューサ１７６は、装置１０から流出するガスの流量 ヲ表わす入力信号１７８をマイクロコンピュータ制御器３日へ供給する。温度制 御室１７４はζ周知のように、凝縮防止のために流れトランスジューサ１７６の 温度を高めるのに必要とされる。

呼気弁１６４には、気球１８０と弁座１８２’を備えた気球弁が組入れられてい る。気球１８０は、その内部圧であるパイロット圧によって制御される。即ち、 パイロット圧が呼気弁１６４内の圧力を越えると、気球１８０が膨張して弁＠１ ８２に座潰し、呼気弁１６４ｔ−通してのガスの流れを閉止する。弁１６４が上 記「医療用呼吸器のための低騒音呼気弁」と題する米国特許願に開示された型式 のものである場合は、弁の剛性を嵩め、弁の機能に安定性を与えるために弁座１ ８２に座着するためのものとしてアルミニウムまたはそれに類する金属板１８４ が気球１８０と一体に成形される。

気球１８０を制御するパイロット圧は、県内の近位圧が気球１８０のパイロット 圧を越えないように近位圧を制御する。気球１８０のバイロン）ＩＥを制御する パイロット圧制御弁の！＃造は、本発明の新規な部分である。パイロット圧制御 弁が装［１０に接続され機能する態様も新規である。

第２図および３図を参照すると、パイロット圧制御弁組立体８０は、弁本体１８ ６と、入口ボート１８８と、第１出ロボート１９０と、第２出ロボート１９２と 、空気のための内部導管または溜め１９４を備えている。入口ポート１８８は、 駆動弁７４から駆動空気（約１８ｐｍＩｇ）を受取る。

駆動ｇ４！気は、入口ボー）１１３ａから噴出孔１９６、喉部１９７およびディ ７ユーザダク）１９８１通って流れる。噴出孔１９６を取吐む室２００は、別の ダクト２０２を介して内部導管または溜め１９４に連絡している。ガスの流量に 応じて、噴出孔１９６の［、！７のガスは、孔１９６からの噴出ガスと共に連行 されて大きな組合せ流ｆ：　１１生する場合もあれば、あるいは、質重ガス流に 対向して流れ、正味流れを減少させる場合もある。ガス流は、次いで、ディ７ユ ーザダクト１９８から弁座２０４および球弁体２０６を含む弁を通って内部導ｆ １９４へ流れる。第１出ロボート１９０は、内部導管１９４をＮ４囲大気に連絡 する。第２出ロボート１９２は、噴出孔１９６と、弁座２０４および球２０６を 結ぶ空気流路に接続されている。

弁座２０４に対する球弁体２０６の位置は、該球弁体および弁座に対して長手方 同に＃動しりるよりに弁本体１８６内に表層された制御ロッド２０８によって制 御される。制御ロッド２０８の、球弁体２０６のある側とは反対側の端部にカム 従節２１０が取付けられている。カム従節２１０は、第５ステツプモータ２１６ の軸２１４に取付けられた非対称カム２１２と係合する。カム従節２１０は、け ね２１８によってカム２１２に押圧されている。

以上の説明および図面から四らかなように、駆動空気は、入口ポート１８８から 弁本体１８６および第１出ロボート１９０を通って周回大気へ流出する。弁本体 １８６を通る空気の流量は、弁座２０４に対するポール２０６の位置に応じて定 まる。呼気弁１６４の気球１８０に接続されている第２出ロボート１９２は、単 なる静圧ボートである。噴出孔１９６において相当大きな圧力降下が生じるので 、静圧ボート１９２内の圧力は、駆動空気の１８　りｓ１ｇ（１２６５ＫＰ／ｃ ｓｚ”　、ゲージ圧）の入来圧力より相当に低い。本発明の観点からみて重要な ことは、ディ７ユーザダクト１９８、従って、第２ｆＩＩ圧出ロボート１９２内 の静圧が、流量によって、従って、弁座２０４に対する球２０６０位置によって 定まることである。出口ポート１９２内の静圧は、呼気弁１６４の気球１８０の ためのパイロット圧である。

ここに開示した好ましい実施例においては、噴出孔１９６の直径は１０１６イン チ（ｔ　ｓ　５ｓａｍ）である。静止ボート圧対球弁体位置のグラフ曲線は直Ｉ ｍ（比例関係）ではない。実際、弁が開放していゐ・とき（球弁体２０６が弁座 ２０４から大きく雇脱しているとき）は、静圧ボー）１９２内の圧力が負圧（周 囲圧よ）低い圧力）となることもちシうる。正確なパイロット圧対球弁体位置の 基準曲線は、本発明の寅施の範囲内で得られる。この曲線は、パイロット圧制御 弁をマイクロコンピュータ制御器５８の機能に関連して利用することができる。

好ましい実施例の作動範囲においては　静圧ボート１９２内の圧力は、約Ｏから 約１５００水柱圧（ａｍ　Ｈ２Ｏ）の間で変動する。

更に、本発明の好ましい実施例においては、非対称カム２１２は、パイロット（ 静圧ボート）圧対球弁体位置関係の非直線性を補償するような形状にされている 。換言すれば、カム２１２の形状は、パイロット圧対ステップモータのステップ 位置の関係金実質的に直線にするように設計されている。実質的に直線状の、画 然としたパイロット圧対ステップモータのステップ位置の関係を得るための更に 追加の調節は、噴出孔・喉部形成体全体を、所望のゼロ点が得られるまで内外へ 移動（螺進または螺退）させることによ多、そして、噴出孔１９６の上流側のオ リフィスのサイズ（径）ｔ−調節することによって行うことができる。

第３ステツプモータ２１６は、マイクロコンピュータ制御器５８の出力２２０に よって制御されて軸２１４を回転し、制御ロッド２０８および球弁体２０６ｔ’ 、静圧ボート１９２内に所望の圧力を設定する位置に直線的に（比例関係で）位 置ぎめする。マイクロ；ンビエータ制御器３８の出力２２０は、該制御器が近位 圧トランスジ具−サ１６０・から受取る入力信号１６２に応答して定められる。

マイクロコンピュータ制御器３８はそのメモリ内に所定の圧力対時間関数を記憶 している。この関数は、呼吸装置が所定の時間間隔で、あるいは、患者が呼気し ようとしていることを表わす近位圧降下に応答して所定量の、α（呼吸用ガス） を供給する場合の圧力基準値を提供するのに用いられる。呼吸装置が「自発的な 」息（患者自身によって始められ、制御される息）１に供給する場合は、マイク ロコンピュータのメモリに記憶されている圧力アルゴリズムが、近位圧の変化に よって測定される患者の瞬間要求量の関数として圧力基準値を提供する。この記 憶されている圧力関数は、近位正対時間の関数またはパイロット圧対時間の関数 またはその両方であってよい。

この点、近位圧はパイロット圧よシ低い場合があるが、呼気弁１６４の特殊な機 能によシ近位圧がパイロット圧を越えることができないようになされていること に留意されたい。更に、パイロット圧対時間の関数は比較的単純なものであると とに留意されたい。例えば、機械制御による容積型呼吸においては、パイロット 圧は、所定時間の間ゼロと一定の圧力値との間で単純に交互変化する場合がある 。吐息正圧（ＰＥｎＰ　）ｔ−伴う機械制御式容積型呼吸の場合は、パイロット 圧は、ＰＥＥＰ圧力値である低い圧力と、それよシ高い圧力との間で交互変化す る。更に、（流量対時間の関数としての）所定のパイロット圧対時間の関数は、 機械制御による呼吸に対しては、補助または自発呼吸に対するのとは基本的に異 ることは、当業者には容易に理解されるであろう。

マイクロコンピュータ制御器５日は、圧力ドランスジューサ１６０の入力１６２ から得られた近位正値を、記憶されている圧力対時間関数によって、または圧力 アルゴリズムによって要求されるパイロット圧基準値と比較し、両者の差を出力 信号２２０として発出し、その信号を用いて第３ステツプモータ２１６を制御す る。

上述した調節の精度を更に高める手段として、出力信号２２０は、ステップモー タ２１６を次のサイクルにおいてのみ調節するのに用いられる。これは、流量制 御器組立体８６と圧力制御？ｆｒ８０とが互いに相反する曽きをするような事態 を回避する上で望ましい。換言すれば、流量制御器組立体８６が系内の圧力を高 めるために流量を増大させようとしているのに対して、圧力制御器組立体８０が 過大圧を感知し、気球１８０内のパイロット圧を低下させることによシ過大圧を 逃がそうとするような事態を回避することが望ましい。ここに開示した好ましい 実施例に用いられたステップモータ２１６は、９５創みのステップを有しておシ 、１ステツプは制御ロッド２０８のα０２６インチ（α６６０４闘）の移動に相 当する。

本発明のｒＰＰ吸装置１０のパイロット圧制御弁の精度を更に高める手段として 、光ディスク２２２が第３ステツプモータ２１６の回転軸２１４に取付けられて いる。光ディスク２２２は、石の形とされた不透明の部材である。

第３図に概略的に示された２つの光センサ２２４．２２６が、軸２１４の回転の 両極端位嫂において一方の光センナの光線（瀕示せず）がディスク２２２によっ て遮断されるよりに軸２１４の近くに取付けられている。軸２１４が両極地位置 に位置していないときは、どちらの光センサの光線も、ディスク２２２によって 遮断されない。

光センサ２２４．２２６は、それぞれ、軸２１４がどちらか一方の極端位置に達 したことを知らせる信号２２８．２３０をマイクロコンピュータ制御器５８へ送 る。制御器３８は、信号２２８または２３０を用いてステップモータ２１６ｔ− 次の所望の位置へ位置させるのに必要なステップのＷｔを計算する。

呼気弁１６４ｔ−再び参照して説明すると、（装置が故障した場合などのよりに ）パイロット圧が全く存在しない場合、気球１８０は一方逆止弁として機能する 。それによって気球１８０は、患者が呼気弁１６４ｆ、通して吸気するのを防止 する０機械の故障などのために気球１８０へのパイロット圧がゼロである場合は 、患者１２は安全弁１３２全通して吸気し、呼気弁１６４全通して呼気すること ができる。

本発明の呼吸装置のマイクロフンピユータ制御器３８は、ここでは詳しく説明す る必要はない。マイクロコンピュータ制御器３８のとこに述べた各機能は、汎用 コンピユーｐｔｈはマイクログロセサおよびそれに関連するｌ用のエレクトロニ クスによって適当なソフトウェアに従って果すことができる。そのようなソフト ウェアは、本発明の各機能の上述の説明に基いて当業者には容易に案出すること ができよう。

図面の簡単な説明 第１図は本発明の呼吸装置の好ましい実施例の概略図である。

第２図は本発明の呼吸装置の好ましい実施例のパイロット圧制御弁および呼気弁 の概略断面図である。

第３図は第２図の線３−３に沿ってみた平面図である。

第４図は本発明の流量制御器の断面図である。

国際調査報告 ＡＮＮＥＸ　Ｔｏ　’Ｌｒ、Ｘ　ＺＮτＥＲＮＡＴ工ＱＮＡＬ　５ＥＡＰ、（Ｊ 　ＲＥ、？ＯＲＴ　ｕＮ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者に人工呼吸を与えるための呼吸装置において、圧力調整された呼吸用ガ ス原を供給するための手段と、該ガス源から呼吸用ガスを受取り、該ガスの流量 を所定の流量対時間関数に従つて制御するためのものであつて、該ガスを患者に 送るために患者に流体連通している流量制御手段と、 慰者および前記流量制御手段に流体連通しており、患者の吸息に利用された呼吸 用ガスと、患者によつて呼息されたガスを含む患者の近位ガスのための周囲大気 への出口を設定するためのものであつて、入力圧力信号を受取り、その入力圧力 信号が近位ガスの圧力を越えたときは周囲大気への前記出口を閉止するようにな された呼気弁手段と、 前記入力圧力信号を所定の圧力対時間関数に従つて供給するために前記呼気弁手 段に接続されたものであつて、実質的に一定の圧力のガスを受取るベンチユーリ 型噴出孔手段と、該ベンチユーリ型噴出孔から流出したガス流のための周囲大気 への出口ポートと、該ガス流に流体連通しており、前記入力圧力信号を供給する ための静圧ポートと、該入力圧力信号を調整するべく前記ガス流の流量を調節す るために、電気信号を受取り、該電気信号に従つて該ガス流の流れを制御するモ ータ作動手段を含む調整手段と、 前記近位ガスの瞬間圧力を感知し、該瞬間圧力を表わす電気信号を発生するため の圧力トランスジユーサと、該圧力トランスジユーサから電気信号を受取り、前 記所定の圧力対時間関数を提供し、該関数によつて要求される値を該圧力トラン スジユーサによつて感知された近位ガスの瞬間圧力と比較し、前記入力圧力信号 を前記所定の圧力対時間関数によつて必要とされる値に調節するべく前記ガス流 の流れを調整するために修正電気信号を発生し前記モータ作動手段へ送るための コンピユータとから成る呼吸装置。 ２．前記呼気弁手段は、弁座と、前記入力圧力信号が近位ガスの圧力を越えると 膨張して該弁座に座着し前記出口ポートを閉止する気球とを備えた気球弁手段を 含む請求の範囲第１項記載の呼吸装置。 ３．前記モータ作動手段は、非対称カムを担持した軸を有するステツプモータと 、該カムの回転位置に応じて比例関係で移動するように該カムに作動的に連結さ れたカム従節と、前記静圧ポート内の圧力を調整するべく前記ベンチユーリ型噴 出孔手段の開口度を制御するために該カム従節に連結された弁手段とを備え、該 ステツプモータは前記コンピユータから前記修正信号を受取り該信号によつて制 御されるようになされている請求の範囲第１項記載の呼吸装置。 ４．前記調整手段は、前記ステツプモータのカムの位置を感知し、該位置を表わ す電気信号を前記コンピユータヘ供給するための光学手段を備えている請求の範 囲第３項記載の呼吸装置。 ５．前記ステツプモータのカムは、２つの極端位置を有し、前記光学手段は該２ つの極端位置を感知してそれぞれの極端位置を表わす電気信号を前記コンピユー タへ供給するようになされている請求の範囲第４項記載の呼吸装置。 ６．前記コンピユータは、前記光学手段によつて送られてきた信号から前記カム 従節の非張出位置および完全張出位置を感知するようになされており、前記ステ ツプモータへ送るべき前記修正信号を該カムの２つの極端位置に関連して発生す るようになされている請求の範囲第５項記載の呼吸装置。 ７．前記光学手段は、２つの光線を発し、該光線を検出するための手段と、前記 ステツプモータの軸に取付けられた不透明部材を備え、前記カムの前記それぞれ の極端位置において前記２つの光線のうちの１つが該不透明部材によつて遮断さ れるようになされている請求の範囲第５項記載の呼吸装置。 ８．前記流量制御手段は、前記呼吸用ガスを通すオリフイスを有する室と、該オ リフイスを調節自在に制限するための第２弁手段と、該第２弁手段を作動させる ためのステツプモータ手段とを備え、前記コンピユータは、前記所定の流量対時 間の関数を提供し、前記ステツプモータ手段に信号を送つて前記第２弁手段を作 動させ、該流量対時間の関数に対応する瞬間流量を設定するようになされている 請求の範囲第１項記載の呼吸装置。 ９．前記流量制御手段は、その下流側の呼吸用ガスの流量を検出し、呼吸用ガス の瞬間流量を表わす電気信号を発生して前記コンピユータへ送るための、該流量 制御手段と直列流体連通関係に設けられた流れ感知手段を含む請求の範囲第８項 記載の呼吸装置。 １０．前記コンピユータは、前記瞬間流量を表わす前記電気信号に応答する第２ 修正電気信号を発生して前記ステツプモータ手段へ送るようになされており該第 ２修正電気信号は、前記瞬間流量と、前記所定の流量対時間の関数によつて要求 される流量との間の差に比例関係にあり、該ステツプモータ手段を作動して第２ 弁手段を調節するようになされている請求の範囲第９項記載の呼吸装置。 １１．前記流量制御手段は、前記第２弁手段の下流側と前記流れ感知手段の上流 側の間で呼吸用ガスの流れの騒音および乱流を排除するための手段を備えている 請求の範囲第９項記載の呼吸装置。 １２．前記ステツプモータ手段は、非対称カムを担持した軸を有するステツプモ ータと、該カムの回転位置に従つて長手方向に移動しうるように該カムに作動的 に連結されており、前記第２弁手段を作動させるようになされている請求の範囲 第８項記載の呼吸装置。 １３．前記第２のステツプモータのカムの位置を感知し、該位置を表わす電気信 号を前記コンピユータへ供給するための光学手段が設けられている請求の範囲第 １２項記載の呼吸装置。 １４．前記第２ステツプモータのカムは、２つの極端位置を有し、前記光学手段 は該２つの極端位置を感知してそれぞれの極端位置を表わす電気信号を前記コン ピユータへ供給するようになされている請求の範囲第１３項記載の呼吸装置。 １５．前記コンピユータは、前記光学手段によつて送られてきた信号から前記カ ム従節の非張出位置および完全張出位置を感知するようになされており、前記第 ２ステツプモータへ送るべき前記修正信号を該カムの２つの極端位置に関連して 発生するようになされている請求の範囲第１４項記載の呼吸装置。 １６．前記光学手段は、２つの光線を発し、該光線を検出するための手段と、前 記ステツプモータの軸に取付けられた不透明部材を備え、前記カムの前部それぞ れの極端位置において前記２つの光線のうちの１つが該不透明部材によつて遮断 されるようになされている請求の範囲第１５項記載の呼吸装置。 １７．患者に人工呼吸を与えるための呼吸装置において、圧力調整された呼吸用 ガス源を供給するための手段と、該呼吸用ガスの流量を所定の流量対時間関数に 従つて制御するためのものであつて、該ガスを患者の方へ通す調節自在の弁手段 と、回転自在の軸、該軸に取付けられた非対称カムおよび該弁手段に対して直線 的に移動しうるように取付けられ流量制御のために該弁手段を操作するカム従前 を有し、第１電気信号に応答して作動されるステツプモータとを含む流量制御手 段と、該流量制御手段の下流側に配置され該流量制御手段に流体連通するように 接続されており、前記呼吸用ガスの流量を感知し、その瞬間流量を表わす第２電 気信号を発生するための流量感知トランスジユーサ手段と、患者および前記流量 制御手段に流体連通しており、患者の吸息に利用された呼吸用ガスと、患者によ つて呼息されたガスを含む患者の近位ガスのための周囲大気への出口を設定する ためのものであつて、入力圧力信号を受取り、その入力圧力信号が近位ガスの圧 力を越えたときは周囲大気への前記出口を閉止するようになされた呼気弁手段と 、 前記入力圧力信号を所定の圧力対時間関数に従つて供給するために前記呼気弁手 段に接続された圧力制御手段と、 前記流量感知トランスジユーサ手段から前記第２電気信号を受取り、前記所定の 流量対時間の関数を記憶し、該関数によつて要求される値を該流量感知トランス ジユーサ手段によつて発信された第２電気信号と比較し、前記流量を該所定の流 量対時間関数によつて必要とされる瞬間値に調節するべく前記弁手段を調節する ために前記第２電気信号に応答して第１電気信号を発生し前記ステツプモータへ 送るためのコンピユータとから成る呼吸装置。 １８．前記流量制御手段と前記流量感知トランスジユーサ手段の間に呼吸用ガス の騒音および乱流を排除するための手段が配設されている請求の範囲第１７項記 載の呼吸装置。 １９．前記近位ガスの瞬間圧力を感知し、該瞬間圧力を表わす第３電気信号を前 記コンピユータへ送給するための圧力感知トランスジユーサ手段が設けられてい る請求の範囲第１７項記載の呼吸装置。 ２０．前記流量制御手段は、前記ステツプモータのカムの位置を感知し、該位置 を表わす電気信号を前記コンピユータへ供給するための光学手段を備えている請 求の範囲第１７項記載の呼吸装置。 ２１．前記ステツプモータのカムは、前記調節自在の弁手段によつて設定される 最大限流量と最大限流量にそれぞれ対応する２つの極端位置を有し、前記光学手 段は該２つの極端位置を感知してそれぞれの極端位置を表わす電気信号を前記コ ンピユータへ供給するようになされている請求の範囲第２０項記載の呼吸装置。 ２２．前記コンピユータは、前記光学手段によつて送られてきた信号から前記調 節自在の弁手段の前記極端位置を算出し、前記ステツプモータへ送るべき第１電 気信号を該極端位置に関連して発生するようになされている請求の範囲第２１項 記載の呼吸装置。 ２３．前記光学手段は、２つの光線を発し、該光線を検出するための手段と、前 記ステツプモータの軸に取付けられた不透明部材を備え、前記カムの前記それぞ れの極端位置において前記２つの光線のうちの１つが該不透明部材によつて遮断 されるようになされている請求の範囲第２２項記載の呼吸装置。 ２４．患者に人工呼吸を与えるための呼吸装置において、圧力調整された呼吸用 ガス源を供給するための手段と、該呼吸用ガスの流量を所定の流量対時間関数に 従つて制御するための流量制御手段と、患者および前記流量制御手段に流体連通 しており、呼吸用ガスと、患者によつて呼息されたガスと、両ガスの混合物とを 含む、患者の近位ガスのための周囲大気への出口を設定するためのものであつて 、パイロツト圧を受取り、該パイロツト圧が近位ガスの圧力を越えたときは周囲 大気への前記出口を閉止するようになされた呼気弁手段と、前記パイロツト圧を 所定の圧力対時間関数に従つて供給するために前記呼気弁手段に接続された圧力 制御手段と、前記近位ガスの瞬間圧力を感知し、該瞬間圧力を表わす電気信号を 発生するための圧力トランスジユーサと、前記第１電気信号を受取り、前記所定 の圧力対時間関数を提供し、該関数によつて要求される値を第１電気信号によつ て表わされた前記近位ガスの瞬間圧力と比較し、前記圧力制御手段によつて創生 されるパイロツト圧を調整するために修正用第２電気信号を発生し該圧力制御信 号へ送るためのコンピユータとから成り、 患者に与えるべき前記呼吸用ガスに加えて加圧ガス源を供給するための手段と、 該加圧ガスを受取るために前記圧力制御手段内に設けられており、ガス流を通す ように周囲大気への出口ポートを有し、前記パイロツト圧を前記呼気弁へ導くた めの静圧ポートを有するベンチユーリ型噴出孔手段と、該パイロツト圧を調節す るべく周囲大気への前記ガス流の流れを調節するために前記ベンチユーリ型噴出 孔手段に設けられており、前記コンピユータによつて発信された修正用第２電気 信号によつて制御される調節自在の弁手段とを備えたことを特徴とする呼吸装置 。 ２５．前記調節自在の弁手段は、前記修正用第２電気信号によつて制御されるス テツプモータを備え、該ステツプモータは、回転自在の軸と、該軸に取付けられ た非対称カムと、該カムに追従して移動し前記調節自在の弁手段を制御するカム 従節とを備えている請求の範囲第２４項記載の呼吸装置。 ２６．前記軸の位置を感知して該位置を表わす電気信号を発生し、該信号を前記 コンピユータヘ送るための光センサ手段が設けられている請求の範囲第２４項記 載の呼吸装置。 ２７．前記調節自在の弁手段は、前記加圧ガスの最大限流量に対応する第１極端 位置と、該加圧ガスの最大限流量に対応する第２極端位置を有し、前記回転自在 の軸は対応する２つの極端位置を有し、前記光センサ手段は該軸の２つの極端位 置を感知するようになされている請求の範囲第２６項記載の呼吸装置。 ２８．前記軸は、それと一緒に回転する不透明部材を有し、前記光センサ手段は 、２つの光線を発し、該光線を検出するための手段を備え、該２つの光線のうち の１つが該不透明部材によつて遮断されるようになされている請求の範囲第２７ 項記載の呼吸装置。 ２９．前記コンピユータは、前記光センサ手段によつて送られてくる信号から前 記弁手段の第１および第２極端位置を検出し、前記ステツプモータヘ送るべき修 正用第２信号を前記軸の両極端位置に関連して発生するようになされている請求 の範囲第２７項記載の呼吸装置。 ３０．患者に人工呼吸を与えるための呼吸装置において、圧力調整された呼吸用 ガス源を供給するための手段と、該呼吸用ガスの流量を所定の流量対時間関数に 従つて制御するための流量制御手段と、該流量制御手段の下流において該呼吸用 ガスの流量を測定し、該流量を表わす第１電気信号を発生するための流量感知ト ランスジユーサ手段と、患者および呼吸用ガスの流れに流体連通しており、患者 の近位ガスのための周囲大気への出口を設定するための呼気弁手段と、該呼気弁 手段に接続されており、患者の近位圧を所定の圧力対時間関数に合致する値に維 持するように呼気弁手段を制御するための圧力制御手段と、前記第１電気信号を 受取り、前記所定の圧力対時間関数を提供し、前記流量対時間関数によつて必要 とされる値を該第１電気信号によつて表わされた瞬間流量と比較し、前記流量制 御手段を調整するために修正用第２電気信号を発生し該流量制御手段へ送るため のコンピユータとから成り、 前記流量制御手段は、回転軸と、該回転軸に取付けられた非対称カムと、該カム に実質的に直線的な運動の形で追従するように作動的に取付けられたカム従節と を有し、前記修正用第２電気信号によつて制御されるステツブモータと、 前記カム従節に連結された弁体によつて係合されるオリフイスを有する調節自在 の流量制御弁とを備え、該流量が該ステツプモータによつて制御されるようにな されたことを特徴とする呼吸措置。 ３１．前記ステツプモータの軸の位置を感知し、その位置に対応する電気信号を 発生し、該電気信号を前記コンピユータへ送るための光センサ手段が設けられて いる請求の範囲第３０項記載の呼吸装置。 ３２．前記弁体は、呼吸用ガスの流量を最大限にする、前記オリフイスに対する 第１極端位置と、呼吸用ガスの流れを最大限にする第２極端位置とを有し、前記 回転軸は、該弁体の２つの極端位置にそれぞれ対応する２つの極端位置を有し、 前記光センサ手段は該軸の２つの極端位置を感知するようになされている請求の 範囲第３１項記載の呼吸装置。 ３３．前記軸は、それと一緒に回転する不透明部材を有し、前記光センサ手段は 、２つの光線を発し、該光線を検出するための手段を備え、該２つの光線のうち の１つが該不透明部材によつて遮断されるようになされている請求の範囲第３２ 項記載の呼吸装置。 ５４．前記コンピユータは、前記光センサ手段によつて送られてくる信号から前 記弁体の第１および第２極端位置を検出し、前記ステツプモータへ送るべき修正 用第２信号を前記軸の両極端位置に関連して発生するようになされている請求の 範囲第３５項記載の呼吸装置。