JPH0348827B2 - - Google Patents

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JPH0348827B2
JPH0348827B2 JP58217050A JP21705083A JPH0348827B2 JP H0348827 B2 JPH0348827 B2 JP H0348827B2 JP 58217050 A JP58217050 A JP 58217050A JP 21705083 A JP21705083 A JP 21705083A JP H0348827 B2 JPH0348827 B2 JP H0348827B2
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、心臓リズムで患者に呼吸をさせかつ
血液循環を助成するための装置に関する。
通常の人工呼吸による処置では肺に呼吸ガスが
圧力をかけて供給される。この圧力は胸郭内で肺
の外側の体腔にも部分的に伝わる。この圧力は主
として血液循環に不利な影響を与えることが知ら
れている。その理由は主として、心臓への血液供
給およびその充満が心臓の弛緩すなわち、拡張期
の間に妨害されることである。心室の充満が不十
分であれば、それに続く収縮位相、すなわち収縮
期の間に心臓が十分な拍出量を送り出し得ない。
心臓活動または血液循環が病気により既に不十分
であると、人工呼吸の際の不利な影響が重大な結
果を招くおそれがある。
循環へのこれらの不利な影響を減ずるため、既
に一連の提案がなされている。たとえば毎秒数回
の非常に高い呼吸頻度で十分な呼吸が達成され得
ることが知られている。この場合、各吸気の体積
は減少し、従つてまた、血液循環に不利な影響を
与える圧力上昇も減少する（Proc.Am.Soc.Exp.
Biol.38：951、1979：Prospekt Aga
Bronchovent，318.002Sv.Nov.78：Klain Jet
Ventilator）。
吸気が各心拍または各第２の心拍の際に行なわ
れるように呼吸を心臓活動に同期して行なわせる
ことによつても、改善が達成され得ることが知ら
れている。この場合、吸気位相を時間的に収縮期
と合致させれば、心臓のまわりに有利な圧力上昇
が達成され得る。同時に、拡張期の間に心臓の圧
力影響が完全にまたは少なくとも部分的に回避さ
れ、それにより全体として心臓活動が容易にされ
る。
さらに、心室を胸郭の外部圧縮により空にし、
この圧縮の終了後に再び充満させる方法も知られ
ている。それにより、心臓が自立的に収縮しない
場合または心臓の機能が著しく減退している場合
にも、ある程度の血液循環が維持され得る。
しかし、血液循環への不利な影響を減少しかつ
血液循環を助成するための上記の方法には制約が
ある。心臓リズムでの高頻度の呼吸では、小さな
吸気体積で既に十分な呼吸が行なわれるので、そ
れにより胸郭内に生ずる圧力上昇はわずかであ
る。この圧力上昇が収縮期の間に生ずるように心
臓リズムと同期化されるとしても、有利な影響は
わずかしか得られない。
一層有効な圧力上昇を得るために吸気体積を大
きくすると、肺が一層高いガス圧力にさらされる
ために肺が損傷する危険が生ずる。さらに、この
ように大きな吸気体積では肺が迅速に十分に空に
され得ない。
胸郭の外部圧縮は、胸郭自体または内部器官に
損傷を惹起するおそれがあり、または少なくとも
患者に苦痛を与えるという欠点を有する。
本発明の目的は、心臓リズムで患者に呼吸させ
るための方法として、心臓に及ぼされる圧力が、
肺または胸郭壁に損傷を生ずることなく心臓の収
縮が実質的に強化され得るまで調整可能に高めら
れ得る人工呼吸装置を提供することである。
この目的は本発明によれば、特許請求の範囲第
１項に記載の特徴により達成される。本発明は、
心臓リズムと同期した呼吸による心臓のまわりの
所望の圧力上昇が少なくとも部分的に、呼吸の間
に胸郭および腹部が拡張し得ることにより再び相
殺されるという認識から出発している。従つて本
発明では、力が胸郭および（または）腹部に及ぼ
されることによつて、この拡張が制限されるよう
にされている。従つて、肺は呼吸の際に部分的に
内方に拡張しなければならず、それにより所望の
大きさで心臓のまわりの圧力上昇が達成される。
その際、患者の呼吸は心臓リズムで行なわれなけ
ればならない。一層詳細には、心臓サイクルあた
り１回の吸気が行なわれるか、吸気がそれぞれ各
第２の心拍の際にのみ行なわれるか、さらに少な
い頻度で、ただし心臓活動と同期して、行なわれ
るかのいずれかでなければならない。
呼吸および（または）同時に血液循環の助成を
最適化するため、本発明の実施態様では、呼吸ガ
ス供給の時点および（または）継続時間および
（または）呼吸ガスの圧力が調整可能にされてい
る。さらに、胸郭および（または）腹部に及ぼさ
れる力の時点、継続時間および大きさも調整可能
にされていることは有利である。
本発明による有利な人工呼吸装置は、弁により
制御される呼吸ガス供給用の装置と、胸郭および
（または）腹部に及ぼされる力を発生するための
装置と、心臓活動と相関を有するパラメータを検
出するための少なくとも１つのセンサと、センサ
信号に関係して少なくとも呼吸ガス供給用装置の
弁を制御する制御装置とを含んでいる。
この人工呼吸装置の有利で簡単な実施態様で
は、力発生装置が少なくとも腹部および（また
は）腹部の部分を包囲する剛固な中空体を含んで
いる。この中空体はあたかも剛固な鎧のように胸
郭を包囲する。この中空体の内側寸法は、胸郭お
よび（または）腹部のある程度の拡張を許し、そ
れ以上の拡張を阻止するように選定されていてよ
い。人工呼吸装置の適応性を高めるため、また特
に種々の患者への同一の装置の適用を可能にする
ため、本発明の実施態様では、力発生装置が、患
者の胸郭および（または）胸部のまわりに配置可
能であり液体または気体で充満可能である一連の
可撓材料製チヤンバを含んでいる。この場合、充
満の度合に応じて実際上の内部寸法、すなわち中
空体の大きさが決定され得る。血液循環への影響
をなお一層高め得るように、チヤンバの充満また
は排出のための手段が設けられている。それによ
り、胸郭および（または）腹部に及ぼされる力が
時間的に性格に収縮期に限定され、かつその後に
チヤンバの排出により迅速に除かれ得る。肺がそ
の後にたとえばなお多かれ少なかれ充満された状
態にあるとしても、胸郭が再び拡張し得るので、
実質的な圧力はもはや心臓に及ぼされない。
一層の圧力上昇を可能にするため、本発明の実
施態様として、人工呼吸装置に可変の死空間が設
けられている。ここに死空間とは、吸気の際に
CO2の一部を貯え、次の吸気の際に再び肺に与え
るべく呼吸ガス導管内に設けられている一種のバ
ツフアを指している。最も簡単な場合、このバツ
フアは気管カニユーレと人工呼吸装置との間のチ
ユーブの延長により形成され得る。
このようにして、収縮期の間の心臓の排出が一
層強化されるように、また肺内のCO2量が有害な
レベルに低下しないように、患者に呼吸ガスが一
層高い圧力で供給され得る。
本発明の他の詳細は特許請求の範囲の従属項に
示されている。
以下、図面により本発明による呼吸装置の一実
施例を詳細に説明する。
図面には、患者に接続された人工呼吸装置が解
図的に示されている。
鎖線で囲んで図示されている人工呼吸装置１は
導管２を経て、図示されていないガス源から呼吸
ガスを供給される。１つのガス導管のかわりに、
複数のガス導管がガスの種々の成分ごとに設けら
れていてもよい。弁装置３と、それに接続されか
つ患者６の気管５内に密に挿入された気管カニユ
ーレ４とを経て、呼吸ガスが患者に供給される。
気管内に気管カニユーレ４を密に挿入するため、
たとえばシールリング７が設けられてよい。気管
カニユーレ４にはさらに流出弁８が接続されてい
る。導管２に接続されていている（図示されてい
ない）加圧ガス源から患者６へ呼吸ガスを計量し
て供給する弁装置３はたとえばスウエーデン特許
出願第8101488−８号から知られている種類のも
のであつてよい。
気管内に密に挿入される気管カニユーレと流出
弁とのかわりに、圧力下の呼吸ガスの供給用の細
い追加的なカニユーレを有する自発呼吸用の開い
たカニユーレを使用することも可能である。この
場合、肺の排出は開いたカニユーレを経て直接行
われる。さらに、１つの細いカニユーレを手術に
より気管内に直接入れることも可能である。この
場合、呼気は自然の呼吸器官を経て行なわれる。
上記の２つの場合にHFPPV呼吸法（High−
Frequency Positive−Pressure Ventilation）を
用いることは有利である。
人工呼吸装置１はさらに、導管１０を経て同じ
く図示されていない別の加圧ガス源からガスを供
給される弁９を含んでいる。最も簡単な場合に
は、このガスとして加圧空気が用いられる。この
弁９から導管１１が、患者６の胸郭および（また
は）部分的に腹部のまわりに配置された複数の閉
じられた可撓材料製チヤンバ１２に通じている。
チヤンバ１２のまわりには、胸郭の形状に合わさ
れた剛固な材料から成る中空体１３が設けられて
いる。加圧ガスのかわりに、チヤンバの充満のた
めに液体も用いられ得る。導管１１には、さらに
流出弁１４が接続されている。
さらに人工呼吸装置１は、センサの信号を供給
される増幅器１５を含んでいる。図示の実施例で
は、センサとして、患者の身体に取付けられてお
り電気的心臓信号を検出する２つのECG電極３
６および３７が用いられている。検出された信号
は増幅器１５を経て弁別器１６に到達する。弁別
器１６は収縮期の間の高い電気的心臓電圧を弁別
して、パルスを電子回路１７または１８に与え
る。これらの回路１７または１８は弁別器１６か
ら到来したパルスの選択可能な遅延を調整するた
めの手段を含んでいるものとする。パルス整形回
路１９，２０および２１を介して弁装置３ならび
に弁８，９および１４が制御される。パルス整形
回路１９ないし２１はたとえば相い異なるパルス
幅を有する単安定マルチバイブレータであつてよ
い。さらに、これらのパルス整形回路はパルス幅
を調整するための手段を含んでいるものとする。
さらに、図面には、心臓の左心室２７と心臓を
ほぼ包囲する肺２５および２６とが解図的に示さ
れている。
肺の拡張により、心臓に加わる圧力は上昇す
る。しかし、この圧力上昇は正常状態のもとでは
非常にわずかである。なぜならば、胸郭の体積が
一部は胸郭壁２８の外向きの運動により、また一
部は腹腔内の横隔膜の下向きの運動により増大す
るからである。
本発明により胸郭と腹部の上側部分とは、固形
織物製の成型可能な殻から成る中空体１３により
包囲されている。この殻は呼吸器官、すなわち肺
と胸郭と腹部のある程度の拡張を殆んど妨げるこ
となく許すように身体のまわりに取付けられる。
それらの拡張が呼吸ガスの供給によりある程度の
大きさに達すると、それ以上の拡張は殻により阻
止され、それによりこの殻の内部、従つてまた胸
郭の内部および心臓の周囲に圧力上昇が生ずる。
人工呼吸装置の機能を以下に一層詳細に説明す
る。収縮期の開始時の心臓の電気的活動が電極３
６および３７により検出され、弁装置３を介して
呼吸ガスの供給をトリガする。収縮期に対する電
気的心臓信号（QRSコンプレツクス）と心臓の
機械的収縮との間に生理学的遅れが、肺を公知の
高速弁装置３を介して吸気ガスで満たすために利
用される。しかし、次回の心拍と結び付く収縮期
の間に呼吸ガスの供給が行なわれるように遅延を
電子回路１７および１８内で調整することも可能
である。
呼吸ガスの供給と同時に、またはそれとほぼ同
時に、弾性チヤンバ１２が弁９および導管１１を
経てガスで満たされる。その際に供給されるガス
量は再び調節され得る。供給された呼吸ガスによ
り肺が拡張すると、胸郭壁２８の外向き運動また
は横隔膜２９の下向き運動が中空体１３によりま
た一部は充満チヤンバ１２により阻止される瞬間
に強められる超過圧力が生ずる。この超過圧力が
心臓壁を通じて伝わるので、心臓内の血液に加わ
る圧力が上昇する。電子回路１７，１８，１９，
２０および２１の相応の調整により、この圧力上
昇が時間的に左心室２７から動脈３０への、また
そこから重要な器管へ、また動脈３１を経て脳へ
の血液の排出と同期して生ずるようにされてい
る。
種々の遅延時間およびパルス継続時間の調整は
下記の原理に従つて行なわれる。各吸気の際に患
者に供給される呼吸ガス量は弁装置３の調整およ
び（または）導管２内の圧力の調整により、肺の
換気が良好なガス交換のために十分に行なわれる
ように決定される。中空体１３は患者のまわり
に、吸気の開始時に大きな圧力を及ぼすことなく
身体の外側輪郭にフイツトするように取付けられ
る。また閉じられたチヤンバ１２への空気の供給
は、呼吸ガス供給中の胸郭および横隔膜の運動
が、心臓の排出過程の間に心臓のまわりに適当な
圧力上昇を生ぜしめるべく制限されるように制御
される。
胸郭自体は可撓チヤンバ１２により、胸郭壁２
８の内向きの運動を惹起する力を及ぼすほどには
圧縮されない。可撓チヤンバ１２は単に身体表面
と中空体１３との間の空間を満たす。可撓チヤン
バ１２は身体表面の外向きの運動を画定しかつ制
御可能に制限する役割をする。さらに、可撓チヤ
ンバ１２は、たとえば剛固な中空体より惹起され
得る身体表面への圧力の不均等を均等化する役割
をする。
呼吸ガス供給の際に生ずる肺内の圧力は、肺お
よび胸郭壁の拡張のために必要な圧力と、中空体
および可撓チヤンバ１２により胸郭内に生ずる圧
力とから成つている。しかし、その際に肺構造に
わたつての圧力勾配は、従来の高頻度呼吸の際に
生じ経験的に無害であることが知られている圧力
勾配を越えない。胸郭壁を損傷するおそれのある
変形力は、空気で満たされた可撓チヤンバ１２に
よる圧力均等化によつて防止される。心室の再充
満が妨げられることによる血液循環への有害な影
響は、収縮期の終了時に可撓チヤンバ１２が弁１
４を介して空にされることによつて回避される。
同時に、肺が弁８を介して空にされる。
実施例における電気的結合は下記のとおりであ
る。弁別器１６の出力信号は両遅延回路１７また
は１８を経てパルス整形回路１９または２０に到
達する。パルス整形回路１９は、呼吸ガスが弁装
置３を経て患者に供給される継続時間と、この供
給が開始されるべき時点とを定める。同様にパル
ス整形回路２０は弁９の開放の開始時点および継
続時間を定める。別の回路２１を介して弁１４ま
たは８の開放の時点が定められる。同時に、弁装
置３または弁９が開いている時に弁８または１４
は閉じられているように定められている。
以上に記載した実施例は単に本発明を説明する
ためのものである。人工呼吸装置が特許請求の範
囲内で変形される場合にも、本発明が意図する血
液循環の助成効果は保証されている。
【図面の簡単な説明】
図面は患者に接続された人工呼吸装置を解図的
に示す図である。 １……人工呼吸装置、２……導管、３……弁装
置、４……気管カニユーレ、５……気管、６……
患者、７……シールリング、８……流出弁、９…
…弁、１０，１１……導管、１２……可撓チヤン
バ、１３……中空体、１４……流出弁、１５……
増幅器、１６……弁別器、１７，１８……遅延回
路、１９〜２１……パルス整形回路、２５，２６
……肺、２７……左心室、２８……胸郭壁、２９
……横隔膜、３０，３１……動脈、３６，３７…
…ECG電極。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 心臓リズムで患者に呼吸をさせかつ血液循環
    を助成するための人工呼吸装置において、呼吸ガ
    ス供給用の第１の装置３と、胸郭および（また
    は）腹部に及ぼされる力を発生するための別の装
    置１２，１３と、心臓活動と相関を有するパラメ
    ータを検出するための少なくとも１つのセンサ１
    ６，１７と、前記第１の装置３を制御する制御装
    置１５〜２１とを備え、該制御装置はセンサ信号
    に関係して前記第１の装置３を次のように制御す
    る、すなわち呼吸ガスが心臓サイクル中のある時
    点で供給され、またそれにより惹起される心臓の
    まわりの圧力上昇が心臓の収縮位相（収縮期）と
    合致し、前記第１の装置３による呼吸ガスの供給
    に対して位相的に適合して前記別の装置が少なく
    とも患部の胸郭および（または）腹部の部分にそ
    れらの拡張に逆作用する力をできるかぎり均等に
    及ぼすように、制御することを特徴とする人工呼
    吸装置。 ２ 第１の装置３は弁により制御されることを特
    徴とする特許請求の範囲第１項記載の装置。 ３ 呼吸ガス供給の時点および（または）継続時
    間および（または）呼吸ガスの圧力が調整可能で
    あることを特徴とする特許請求の範囲第１項また
    は第２項記載の装置。 ４ 胸郭および（または）腹部に及ぼされる力の
    時点および（または）継続時間および（または）
    大きさが調整可能であることを特徴とする特許請
    求の範囲第１項ないし第３項のいずれか１つの記
    載の装置。 ５ 吸気位相と吸気位相との間の休止時間の長さ
    が調整可能であることを特徴とする特許請求の範
    囲第１項ないし第４項のいずれか１つに記載の装
    置。 ６ 前記別の装置１２，１３が少なくとも胸郭お
    よび（または）腹部の部分を包囲する剛固な中空
    体を含んでいることを特徴とする特許請求の範囲
    第１項ないし第５項のいずれか１つに記載の装
    置。 ７ 中空体１３が形状を決定する硬化可能な材料
    から成つていることを特徴とする特許請求の範囲
    第６項記載の装置。 ８ 前記別の装置１２，１３が、患者６の胸郭お
    よび（または）腹部のまわりに配置可能であり液
    体または気体で充満可能である一連の可撓材料製
    チヤンバ１２を含んでいることを特徴とする特許
    請求の範囲第１項ないし第５項のいずれか１つに
    記載の装置。 ９ 制御に従つて呼吸ガス供給の間のチヤンバ１
    ２の間の充満と吸気位相の間のチヤンバ１２の排
    出とを司る手段９〜１１，１４が設けられている
    ことを特徴とする特許請求の範囲第８項記載の装
    置。 １０ チヤンバ１２の充満または排出を司る手段
    ９〜１１，１４が第１の装置３を制御する同一の
    制御装置１５〜２１を介して制御されることを特
    徴とする特許請求の範囲第９項記載の装置。 １１ 制御装置が心臓サイクル内の呼吸ガス供給
    の時点および（または）その継続時間および（ま
    たは）チヤンバ１２の充満または排出の時点を決
    定するための調整可能な遅延回路１７〜２１を有
    することを特徴とする特許請求の範囲第１０項記
    載の装置。 １２ センサとしてECG電極３６，３７が設け
    られていることを特徴とする特許請求の範囲第１
    項ないし第１１項のいずれか１つに記載の装置。 １３ センサとして、心臓リズムの制御のために
    設けられている心臓ペースメーカが用いられるこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第１
    １項のいずれか１つに記載の装置。 １４ 心臓活動を制御する電気パルスを発生する
    ための装置が設けられていることを特徴とする特
    許請求の範囲第１項ないし第１１項のいずれか１
    つに記載の装置。 １５ 可変の死空間を含んでいることを特徴とす
    る特許請求の範囲第１項ないし第１４項のいずれ
    か１つに記載の装置。
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