JPH03505170A - 気体送出し手段 - 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】 本発明は小型、携帯用ユニットにおいて所定時間間隔をもって所定達文で、選択 可能容量の気体を周期的に送り出す能力を有する気体送出し装置に関する。より 具体的に、この気体送出し装置は肺機能損傷を受けている患者によって装着可能 であり、また連続的な通気を要する患者の病院間および病院内輸送に関しても有 益である小型人工呼吸器として主要かつ緊急の利用性を有している。

本発明は永久的な移植心臓を備えた患者および心臓移植に先立つ橋渡しとしての 植込み心臓を備えた患者に関する空気圧完全人工心臓（ＴＡＩ（）用の装着可能 駆動装置として同様な将来的用途を有している。

様々な肝性（かつ弁脚性）疾病に起因する慢性の呼吸不全を伴う多数の患者は生 命維持のために、長期間（乃至永久的に）機械的に補助された換気を必要とする 。不幸にも、大多数の患者は急性の病院環境において、その高額の関連費用をも って、かつ家庭環境という有利な支持機構の中断を伴ってケアを受けねばならな い。その上、従来の（容積−サイクル型の）機械的ベンチレータは嵩張りかつ高 価であり、そして必然的に患者をベッド−椅子的存在者に制限するものである。

小型の装着可能な人工呼吸器が開発されて来ており、これがこの種患者の取り扱 いに関する重要な進歩であり、またそれは明らかに慢性のベンチレータ依存の状 況以外の数多くの用途を有している。医療費抑制に関する現在の全国的な力点は 、好結果をもたらす病院からの解放および数多くのこの種患者の数多くのリハビ リテーションに関して、引き続くリハビリテーションを明らかにもたらすであろ うこの種装置について非常に支持的な雰囲気となっている。ボストン大学の肺疾 患科からのメーク他（Ｍａｋｅ　ｅｔ　ａｔ、）［［胸郭Ｊ　　（ＣＨＥＳＴ） ８８：　　３５８−３６５．１９８４年９月］り先導者的研究は小型容量のベン チレータの必要性を明らかに示していた（彼等の研究においては、比較的大型の 旧ｏ−Ｍｅｄ　Ｉｃ−２ベンチレータが使用されていた）。

開発されて来た、この装着可能な人工呼吸器は寸法、重量、携帯性および（呼吸 速度、呼吸容積、周期圧力および吸気／呼気時間オプションの広い範囲について の）融通性に関し明確な長所を提供する。これらの特徴は非常に重要であり、特 に気道閉塞を伴う患者の取扱に際しでは重要であることが特に言及されて来た。

家庭におけるベンチレーター依存患者の取扱に対するこのアプローチは米国に関 しては比較的新しい出発であるが、英国およびフランスにおける何百人ものベン チレーター依存患者のニーズに対し要求を満たす充分に開発されたサポートプロ グラムが存在している［ゴールドバーブ、ニーアイ （Ｇｏｌｄｂｅｒｇ、　ＡＩ）、「胸郭Ｊ８８：３４５．１９８４年９月］り再 び述べるが、小型で装着可能な人工呼吸器の開発は米国におけるこの種プログラ ムの進歩を補助するのに非常に重要である。

通気気体中に一層高い濃度の酸素を必要とする患者または状況に関して、装着可 能人工呼吸器は装着可能酸素サプライから制御された速度における酸素の添加を もたらして選択された濃度を有する酸素に富んだ混合物を提供する。

小型のバッテリー動力人工呼吸器に関する他の非常に有用な用途は、一つの場所 から他の場所へ、たとえば一つの病院から他の病院へ、あるいは同じ病院内の一 つの場所から他の場所への、慢性的な機械的通気サポートを要する患者の輸送中 に存する。更に、この装置はまた急性の心臓性呼吸停止または急速に発現する肺 性損傷（煙の吸入、胸郭の損傷等）の他の状態を伴う患者用の救急車における一 時的な呼吸のサポートを提供するために用いることが出来る。

新規な気体送出し手段に基づく小型で装着可能なエアサプライは、植込まれた、 空気圧作動完全人工心臓（ＴＡＨ）　、たとえばユタ・／Ｘ−ト、カーディック ・システムズ・インコーホレーテッド（Ｃａｒｄｉｃ　５ｙｓｔｅＩｌｌｓ、　 Ｉｎｃ、）により調製されたフィラデルフィア（テンプル大学）ノ＼−ト、およ びシンピオン・インコーホレーテッド（Ｓｙｏ＋−ｂｉｏｎ、　Ｉｎｃ、）によ り調製されたジャービック（Ｊａｒｖｉｋ）・ハートを伴う歩行可能な患者によ って装着されるのには充分に小型かつ軽量なものとなろう。空気圧ＴＡＢに関す る装着可能エアサプライのための主要な用途は移植組織を待っている患者のため の一時的な代替物としてである。装着可能なエアサプライはまた、植込まれた空 気圧作動の残留心室補助装置、たとえばカントロウィッッ（Ｋａｎｔｒｏｗｉｔ ｚ）の大動脈パッチ［ＬＶＡＤテクノロジー（ＬＶＡＤ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ）］に関しても有用である可能性がある。

ユタまたはジャーヴイックＴＡＨの使用に関してデザインされたＩ（ｅｉｏ＋ｅ ｓユニットおよびＬＶＡＤテクノロジー・メカニカル・オーグジリアリイ・ヴエ ントリクル・インブラント（ＬＶＡＤ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ　Ｍｅｃｈａｎｉ ｃａｌ　Ａｕｘｉｌｉａｒｙ　Ｖｅｎ−ｔｒｉｃｌｅ　Ｉｍｐｌａｎｔ＞　　［ 大動脈バッチ］の使用に関してデザインされたＬＶＡＤテクノロジーユニット双 方について、現在の携帯用駆動装置の重量は１５ボンド以上である。新規なエア サプライの重量は５ポンドを僅かに超えるものとなる。それは移植組織を待って いる一時的植込みＴＡＨまたはＬＶＡＤを伴う患者に関する可動性ならびに永久 的に植込まれたＴＡＨまたはＬＶＡＤを備える個人に関する家庭内での可動性を １乃至２時間の期間に亘り許容するものである。この種の可動性は比較的重い携 帯用ユニットによっては提供し得ないものであり、それに対し患者が家庭から離 れ、そして携帯用ユニットを使用する場合、装着可能サプライは緊急状況に際し て必要な信頼性およびバックアップを提供するものである。

本発明は気体送出し装置であって、これは繰り返し周期内の制御された送出し時 間間隔に亘って、制御された選択周期速度および選択された送出し気体容量にお いて周期的な方法において気体をラインに供給するものである。この装置は多数 の用途を有する可能性があるが、それは第一に慢性の閉塞性肺疾患またはその他 の肺損傷を伴う患者の通気用の小型、装着可能な人工呼吸器として使用するため にデザインされた。他の用途は植込まれた空気圧入工心臓用の装着可能サプライ としてであった。

これらの用途に関する現存する気体送出し装置は単一作動ピストンを利用してい る。より最近、人工呼吸器はサーボ弁を閉ループ系に配置することによってエア サプライからの送出しを制御することが出来るようになった。

これらのアプローチはいずれもそれら自体を小型化させるものではなく、それは 最も軽い現存する家庭用の「携帯」ベンチレータの重量が２８ボンドであるとい う事実によって立証されている。比較してみると、本発明を利用する装着可能な 人工呼吸器のモデルは１時間乃至１時間半の作動のために充分なバッテリーを含 めて重量は５ポンドである。このユニットは小電源により無限に作動可能である 。

この種の小型化を可能とする装置は、プログラムされたマイクロコンピュータ制 御下での空気または気体（たとえば、酸素）を肺に送り出す高速ロータリーコン プレッサーを利用している。単−作動方向性弁が使用され、これは吸気の間吐出 し口を閉じて空気を肺に指向させ、また吐出し口を開放して肺を減圧し、そして 呼気を行わせる。切り換えタイプの弁を用いることが、最小かつ最軽量の形状を 達成させるのに対し、流れを制御するための定比サーボ弁は実質的に一層重くな る。吸気のサイクル回数および割合（すなわち、使用率）は方向性弁の切り換え によって制御され、これに対して流量はコンプレッサーの速度を変えることによ り制御される。同時に、これらが吸気空気または気体容量を決定する。回転部分 の慣性の故で、コンプレッサーの連続的速度制御を図るためには過剰のパワーを 必要とすることになる。従って、１吸気間隔において測定された送出し容量が選 択された呼吸容積と比較され、そしてもし誤差があるとすれば、次の吸気間隔中 の速度がこの誤差に比例して調整されるというのが本発明の特徴である。この手 順は誤差が受容可能な最小値に達するまで、引き続くサイクルにおいて反復され 、そして送出される容量は選択された値において制御される。

本発明の他の特徴は、その運転特性曲線の均一性の故で回生ドラグコンプレッサ ーを使用していることである。

これはマイクロコンピュータ中に較正速度および圧力データを容易に記憶させミ そして別の流量計に関する必要を伴うことなく速度および圧力測定値から流量の インターフェース計算を行わせるものである。遠心コンプレッサーは、較正デー タの精確な記憶にとって流量に対しての特性形状における変化が大き過ぎ、そし てこの種の操作に関しては適当ではない。容積移送式コンプレッサーは適切な動 作特性を有しているが、それらの有する摩擦面は過剰の摩耗および摩擦損失を呈 し、そして摩擦面を備えていないそれらは要求される小型寸法に関して非常に狭 い隙間および厳しいトレランスを必要とする。本発明の更に他の特徴は、マイク ロコンピュータのプログラムによって支配される制御方法における酸素の添加で あって、この場合酸素は吸気中のみ送出されるものとする。

図面の簡単な説明 好ましい実施態様についての以下の詳細な説明は、図面を参照すれば一層良く理 解することが出来る。ここで、第１図は主要構成部分間の相互作用関係を示す本 発明の好ましい実施態様についてのシステムブロック線図である。

第２図は流量測定における変動を示す気体送出し装置の他の実施態様についての ブロック線図である。

第３図は本装置において使用するのに適したドラグコンプレッサーの典型的な動 作特性を示している。

第４図はこのタイプの短所を示す遠心コンプレッサーの典型的な動作特性を示し ている。

第５図は好ましい実施態様において使用可能である密閉モータ駆動ドラグコンプ レッサーの断面図である。

第６図は第５図に示したドラグコンプレッサーのロー夕の正面図である。

第７図はロータおよびステータのフローチャンネルを示すドラグコンプレッサー の断片的側面図である。

第８図はコンプレッサー速度制御についての概路線図である。

第９図は好ましい実施態様において使用可能であるモータ駆動方向性弁の断面図 である。

第１０図は第９図に示した方向性弁のための作動制御についての概路線図である 。

第１１図は気体送出し状態において示される肺の通気に適用された本発明を例示 するものである。

第１２図は排気状態において示される肺の通気に適用された本発明を例示するも のである。

第１３図は肺の通気のための閉ループ酸素制御についての線図である。

第１４図は肺の通気のための開ループ酸素制御についての線図である。

第１５図は２個の受器、たとえば人工心臓の心室の交互空気駆動について適用さ れた本発明の概路線図である。

第１６図は複ロータドラグコンプレッサーについての断面図である。

第１７図は第１６図に示したドラグコンプレッサーについての正面図である。

発明の詳細な説明 第１図を参照すると、好ましい気体送出し装置はロータリー電動モータ１２によ り駆動されて、加圧気体を中間空気圧ライン１５を介して空気出口１４へ送るコ ンプレッサー１０および電気アクチュエータ１８により駆動される方向性弁１６ を備えている。このコンプレッサーのモータは電気ライン２３を介して制御可能 電子駆動装置２０から動力を供給され、また弁アクチユエータは電気ライン２５ を経由して別の制御可能電子駆動装置２２から動力を供給される。コンプレッサ ー駆動装置は電気ライン２４からの電圧により制御されるが、これはデジタル・ アナログ変換器（ＤＡＣ）２８を経由してマイクロコンピュータ２６から間接的 に得られるものである。

弁駆動装置２２は電気ライン３０を介してマイクロコンピュータから直接得られ る信号により制御される。マイクロコンピュータに対してアナログ信号がアナロ グ入カニニット３２を介して誘導されるが、このユニットはマルチプレクサ３４ およびアナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）３６を備えている。コンプレッサー 速度に関連するアナログ電圧はライン３８を介してコンプレッサー駆動装置２０ からマルチプレクサ３４へ供給される。圧カドランスジューサ４０は空気圧ライ ン４１を経由して空気圧ライン１４内の圧力を感知し、そしてそのライン圧力に 関連するアナログ電圧を電気ライン４２を介してマルチプレクサ３４に供給する 。関数およびデータはキーボード４４を経由してマイクロコンピュータに入力さ れ、そしてデータがデジタルディスプレー４６上に示される。

マイクロコンピュータは数種類の入手可能なものの一つ、たとえばＨＤ６３ＰＯ １単一チツブマビーチツブマイクロコンピュータ、そしてこれはマイクロコンピ ュータ、ランダム・アクセスメモリ　（ＲＡＭ）および消去・プログラム可能固 定記憶装置（ＥＦＲＯＭ＞を包含している。代表的なりＡＣはＤＡＣＯ８００Ｌ ＣＮであり、また代表的な多重化ＡＤＣはＡＤＣＯ８０９ＣＣＮである。

コンプレッサー速度および弁位置はマイクロコンピュータによって決定され、こ れはラインに対して周期的に送出される気体容量、サイクル回数（または速度） および送出し時間間隔（または使用率）を制御する。このコンプレッサー速度は またマイクロコンピュータにより調整されて、送出し期間の間平均気体圧力が予 め設定された限界を超えるのを阻止する。この送出し期間の間に弁１６が位置決 めされて、流れをライン１５から出力ライン１４に指向させる。サイクルの残り の間、弁１６は流れを空気圧ライン１７に転じせしめる。ライン１９は弁１６を 介して第二の気体の制御された流れを出力ライン１４に供給するのに役立つ。

コンプレッサーからの気体流量は、マイクロコンピュータにより、圧カドランス ジューサ信号およびコンプレッサー速度信号からこれらの信号を、記憶され、較 正されたコンプレッサー特性（速度、圧力、流量）に入れることによって計算さ れる。送出し気体容量は流量を積分することによりマイクロコンピュータによっ て計算される。この計算値は空気容量の選択値と比較され、そしてもし誤差があ れば、コンプレッサー速度は数サイクルに亘り空気容量に関する二つの値が一致 するまで緩慢に調整される。このコンプレッサー速度は、過剰な気体圧力が感知 されると同様に減少される。マイクロコンピュータはまた、送出し期間内の平均 圧力および流量を決定し、そしてこれらの値から特有の空気圧ライン抵抗を計算 する。この計算された空気圧抵抗は装置の間欠的利用に関する初期条件設定のた めに記憶される。ライン状況における不審な過剰変化についての警告もまた有用 である。

実用上、送出し期間の間に平均測定圧力を得て、これを選択された気体容量から 得た基準圧力値と比較するのが便利であることが判明している。それでも、この 手順および結果は容量の直接比較と均等である。

方向性弁および関連流路を越えた圧力低下は非常に小さくしであるので、空気圧 ラインの圧力は受容可能誤差内のコンプレッサー出口圧力と同じに取ることがで きる。

最高精度のために、補正はコンピュータによって行わせることが出来る。

第１図の装置は、その簡潔性、および最少数の作動エレメントを要するという理 由で有利である。それは特に広いダイナミックレンジを有するタイプのコンプレ ッサーに関して適用可能であり、そしてその場合一定速度における圧力に対する 流量の変化は相応に均一であり、そして過剰ではない。これらの要件はドラグ（ または回生コンプレッサーならびに容積移送式機械についての特性である。

ダイナミックタイプ、たとえば遠心コンプレッサーは低流量におけるサージ（不 安定性）に起因して限定されたダイナミックレンジを有しており、またその流れ ／圧力特性は第１図に示すインターフェース制御装置において使用するためには 余り有利ではない。この種のコンプレッサーに関する操作のためには、気体流量 の直接測定用のフローセンサーを利用する必要がある。

気体ライン内の差圧センサの使用は反対されるべき可能性がある。それは極端な 量によって、特に送出される圧力のレンジが低い場合、送出しライン内の圧力を 該センサが減少させる可能性があるからである。非常に低い降下を伴う線形圧力 センサは使用可能であるが、これらは比較的大型であり、そしてそれらは非常に 低圧力のトランスジューサの使用を要し、このトランスジューサはまた、特に携 帯用途には比較的大型、デリケートがっ高価である。熱線タイプの風速計も流量 を測定するために使用可能であるが、この種の計器は携帯用途にとっては望まし くない。それは遅いレスポンス、高いエネルギードレンおよび費用の故である。

マイクロコンピュータ化された気体送出し装置であって、流量の直接測定用の圧 力降下流量計を利用しているのが第２図に示すものである。これは、線形フロー センサ４８が空気圧ライン１４内に配置されていること、差圧トランスジューサ ５０が空気圧ライン５２および５４を経由するフローセンサを越える圧力降下を 感知し、そして比例する電圧を電気ライン５６を経由してマルチプレクサ３４に 提供すること以外は第１図に示す装置と同一である。このフローセンサは数種類 の低圧降下線形フローセンサの内の一つ、たとえばＨａｎｓ　Ｒｕｄｏｌｐｈ　 Ｍｏｄｅ１４７１９　Ｐｎｅｕｍｏｔａｃｈであればよく、また差圧トランスジ ューサは数種類の低圧タイプの一つ、たとえばＣｅ１ｅｓｃｏ　Ｎ。

ｄｅｌ　６０３１５１−４１０であればよい。

第１図および第２図双方の装置において、圧カドランスジューサ４０は正および 負ゲージ圧を感知する。もし、ライン圧力が予め選択された負のしきい値未満と なると、その制御が方向性弁１６を送出し位置に移動させることになる。

第１表は、損傷された肺機能を伴う患者のための容積回帰式人工呼吸器としての 用途に適用した第１図の装置の作動に関する制御機能を載せである。第１表に従 って、Ａ項の呼吸容積、呼吸期間、吸気使用率、吸気圧力限度および負圧しきい 値の選択値をキーボードによってコンピュータの記憶装置に入力する。測定値の レンジはＢ項によって与えられ、計算値のための式は０項において与えられ、そ してコンピュータの指示はＤおよびＥ項中に掲載されている。

代表的な人工呼吸器の制御機能 １、呼吸容積　　　　　　　　　２００乃至１０００ｍ１２、呼吸期間　　　　 　　　　　２乃至７．５秒３、吸気使用率　　　　　（呼吸期間の２０乃至３３ ％）４、吸気圧限度　　　　　　　　３０乃至７０ＣＩｌＩＨ２０５、患者−初 期吸気のための負圧レベル０乃至−２０ｃＩＴＩＨ２０ ６、名目的空気圧気道抵抗値（Ｒ−Ｐ　　／Ｑ　　）ａ　　　　　ａ　　　　　 ａ ０．２乃至！　、　Ｏｃｍ　Ｈ２０／　１　ｐｍ２、患者の吸気圧（Ｐ、）　　 　　−３０乃至＋８０（至）Ｈ２０３、吸気時間間隔（Δｔ、）　　　　０．３ 乃至３．０秒４、呼気時間間隔（Δｔ）１．０乃至１０．０秒５、特有の空気圧 気道抵抗　　　　Ｒ−Ｐ、／Ｑ。

ａ　　　　　　ａｌ　　　　　ａｌ ６、呼吸サイクル期間　　　　Δｔ　−Δｔ、＋ΔｔＣ１Ｂ Ｄ、吸気（送出し）時間間隔の間 １６　コンプレッサー速度およびコンプレッサー出口圧力（吸気圧力）を読取れ 。

２、選択された呼吸容積を吸気時間で除して吸気時間間隔のための基準流量を求 めよ。

３、瞬間的な吸気流量を積分し、そして吸気時間で除して吸気時間間隔中の平均 流量を求めよ。

４、基準値と吸気流量の測定平均値とを比較して、吸気時間間隔に関する差を求 めよ。

５、流量差に関連する量によって、かつその差を減少させる方向において次に続 く吸気時間間隔中にコンプレッサー速度を調整せよ。

６、差が最小となるまでステップ５を反復せよ。

７、測定した空気圧気道抵抗を名目的選択空気抵抗と比較し、そして基準値を補 正せよ。測定した抵抗値を将来の基準と表示のために記憶せよ。

８、コンプレッサー出口圧力（吸気圧力）の測定平均値と圧力限度の選択値とを 比較せよ。

９、もし、測定圧力が選択限度を超えれば、測定圧力が選択限度未満となるまで 引き続く吸気時間間隔においてコンプレッサー速度を減少させ、かつ警報を作動 せよ。

Ｅ、吸気（吐出し）時間間隔の間： １、呼気の後の測定圧力が吸気を開始した患者に関して負圧の選択しきい値より 一層負になれば、切り換え弁を吸気位置に作動させよ。

２、もし、実際の呼気時間が選択された呼気時間未満であれば、実際および選択 された呼気時間間隔間の差異に関連する増し分によって呼吸サイクル期間を減少 せしめよ。

第１図に示す気体送出し装置中で使用するための回生ドラグコンプレッサーの長 所は第３図中の適切なドラグコンプレッサーについての動作特性において示され ている。これは上首尾に構成され、かつ試験された装着可能人工呼吸器の一つの モデルに使用されるドラグコンプレッサーについての耐久性および較正安定性試 験に基づくものである。これに対して流量の値が基準とされているコンプレッサ ー速度およびコンプレッサー出口圧力の較正値の均一な作表に関して、直線から 大きく逸脱していない一定の速度における特性が望ましい。定常速度特性に関す る勾配における変化２対１は受容可能である。空気圧抵抗の限界値（Ｒ−１，０ ，Ｒ−０，２）によってａ　　　　　　　　　　　　ａ 境界を設けられた領域内で、３種類の定常速度特性の何れの勾配における変化も １．５対１を超えないことが第３図から理解することが出来る。それぞれの定常 速度特性に対する水平バーは耐久性試験２０００時間を超えるための最大偏位値 である。標準偏差は非常に小さい。このことは極端に頻繁な較正を要することな く、推論された流量を得るに際して使用するために充分安定であることを示して いる。

第１図に示す気体送出し装置において使用するための遠心力タイプのダイナミッ クコンプレッサーの短所は第４図における遠心コンプレッサーの動作特性中に示 されている。このことは、その性能が第３図に示されているドラグコンプレッサ ーと同一の機能を目的とした遠心コンプレッサーのためのデザインに基づくもの である。高い気道抵抗においては、一定速度において特性は殆ど水平であること が理解される。低い気道抵抗において、それは殆ど垂直である。勾配における変 化は４０対１を超えている。水平領域において、充分な圧力情報を記憶して信頼 性ある流れの読取り値を得ることは非常に困難であった。更に、作動領域の一部 は作動が不安定であるサージング線の左側に達している。

第３図に示すドラグコンプレッサーのそれと同様な（しかし、それを超えるもの ではない）性能は容積移送式コンプレッサーによって達成することができるが、 適切な効果はクリアランス対直径の非常に小さな割合（Ｓ−０，０００２）の維 持に依存するものなので、携帯用人工呼吸器または人工心室駆動装置について必 要とされるような特に一層小型の寸法においてはこれを構成することは非常に困 難であった。

第５図は装着可能人工呼吸器のエンジニアリングモデルとして構成され、かつ使 用されるべきモータ駆動ドラグコンプレッサーについての断面図である。これは 次のような理由で使用される。すなわち、該コンプレッサーは相応な急勾配およ び均一な特性（圧力対流れ）を有しており、これは第１図の装置についての良好 な制御性能に関して都合がよく、構造は簡単で、そこには接触面が全く存在せず 、従って高い信頼性および長い耐用年数をもたらすものである。

ドラグコンプレッサー（また、回生ポンプとしても知られる）において、空気は 粘性およびダイナミック効果の組合せにより固定環状チャンネルを経由してイン ペラを回転させることによって駆動される。放射羽根はその周縁においてインペ ラディスクの側面内に機械加工されて、キャビティの循環列を形成する。管接続 口はブロックシールによって分離され、ここにおいて非常に狭いクリアランスが ロータとステータとの間に保持される。第５図に示すように、回転式インペラ５ ８はブラシレスＤＣモータ６０のシャフト上に装着されている。半円形羽根６２ はインペラの面上に機械加工される。これらは円錐形アウトレット６６を備える 固定環状チャンネルと対応している。モータ６０は、周囲に対する漏洩を阻止す るハウジング６８によって完全に包囲されている。

第６図はロータ５８の正面図であって、羽根６２を明瞭に示しており、これらは 軸に対し４５度の角度において定位されている。インレットおよびアウトレット を示しているインペラおよびステータの側面図は第７図中に描写的に示されてい る。空気または気体は入口孔６８を介して入り、次いで環状チャンネルを経由し てインペラによって引っ張られるが、そこではそれが円錐形アウトレフト案内羽 根６６を介して退去する前に略３４０度の角度を通過して流れる。インレットと アウトレットとは小さなブロックシールによって分離され、これは回転式羽根に 対して非常に狭いクリアランスを備えている。このクリアランスは遠心コンプレ ッサーによって必要とされるものより狭いが、容積移送式タイプによって必要と されるものより狭くはないし、あるいは臨界的ではない。

第８図に示されるコンプレッサー速度制御についての環路線図を参照すると、ブ ラシレスＤＣモータ６０は多種多様な相を備えており、それらはマルチフェーズ モータドライブ７０から次から次へと送出される。相中の一つにおけるホール効 果コミュテーテイングセンサからのパルスはライン７２、コンデンサ７４および ライン７６を介して周波数−アナログ変換器７８に対し供給される。

モータ速度に比例するアナログ電圧はライン３８を経由してアナログ入カニニッ ト３２へ、またマイクロコンピュータに対し供給され、そこでそれは基準値と比 較される。速度制御電圧はＤＡＣ２８からライン２４および抵抗８０を経由して パルス幅変調装置８２に供給される。

このパルス幅変調装置はモータ駆動制御スイッチ８４に対し高周波数、典型的に は１０ｋＨｚにおいて比例切り換え期間を形成させることが出来る。この制御ス イッチはモータ駆動を無力としくｄｉｓａｂｌｅ）、そしてこのパルス幅は速度 制御電圧に対応し、その結果各モータ相に印加される有効ＤＣ電圧を変化させ、 そしてそのモータの速度を変化させる。

第９図は典型的な方向性弁についての詳細なアセンブリー図であって、この弁は 第１図および第２図に示す装置における弁として使用することが出来る。この弁 アセンブリーはチャンバ８６を含むハウジング８４から成っており、該チャンバ は第一の気体、代表的には空気のための入口８８、補足用第二気体、典型的には 酸素のための他の入口９０、気体混合物用の出口９２、および排気口９４を備え ている。バルブポペット９６は弁アクチユエータ１８により駆動され、このアク チュエータはポペット９６に定着される線状ラック１００に連結されたＤＣ歯車 モータ９８から構成される。第９図に示される位置において、ポペット９６はＯ リング１０２を介して排気口９４をシールし、そして第一気体および第二気体が 供給され、そして口９２を経由してアウトレットライン１４中に流入する。この 弁が作動すると、モータがラック１００およびポペット９６を対向する先端位置 に駆動し、ここにおいてそれは０リング１０４を介して口９０をシールする。口 ９０のための入口開口部１０６は、開口部１０６がシールされるとき第二気体の プレッシャーフォースを減少させるように比較的小さな直径を有しており、そし てそのプレッシャーフォースがポペット９６を開放し、かつ第二気体をアウトレ ットに漏洩させるのを阻止する。それが上方へ作動されると、ポペット９６は口 ９４を暴露し、そしてインレット気体を流動させて排気し、それをアウトレット ９２がら脇へ逸らす。口９０中の開口部１０６をシールする目的は排気時間間隔 の間第二気体の損失を阻止することである。たとえば、その弁が人工呼吸器内で 使用される場合、圧搾空気（第一気体）に対し酸素（第二気体）が添加されるこ とは多分望ましいことであり、この圧搾空気は吸気間隔中患者の肺を拡張させる ために適用されるものである。排気間隔の間、肺が全部排気すると、酸素は不必 要であり、そして排気口への酸素の損失を阻止するためにその排気口が開放され ると、ポペットが酸素ラインをシールする。排気タイプの方向性弁が使用されて 、コンプレッサーの供給をシャットオフするよりは寧ろコンプレッサーのアウト プットを大気または他の排気ラインにバイパスさせる。

それはドラグコンプレッサー（また容積移送式ポンプ）に関しては高圧が生成さ れ、そしてそれがコンプレッサー速度を変更させる必要性をもたらすが、それは 回転部分の慣性に起因して利用可能な時間間隔内で達成することは困難だからで ある。

マイクロコンピュータからの方向性弁１６の作動のための弁駆動装置２２につい ての概略線図が第１０図中に示されている。マイクロコンピュータがらのライン ３ｏは２個のコンダクタを含んでいる。すなわち、正電圧を印加してバルブモー タを時計方向に駆動して、アウトプットライン１４への排気および送出しフロー に抗してポぺ印加してバルブモータを反時計方向に駆動して、排気を開放し、そ してコンプレッサーからの流れを逸らすコンダクタ１１０である。コンピュータ から時計方向のコマンドを受けて排気を閉止し、そして流れを逸らすと、正電圧 がライン１０８上に現れ、トランジスタ１１２および１１４を導通させ、それら は高い電圧を正時計方向バルブモータコンダクタ１１６に印加し、これはまたト ランジスタ１１８を導通し、コンダクタ１２４を接地させてモータ回路を完成す る。反時計方向コマンドが、排気を開放するためにマイクロコンピュータから与 えラレると、トランジスタ１２０，１２２および１２６は導通して、バルブモー タを介して電流の方向を逆転させる。

この装置を人工呼吸器において使用する場合、方向性弁を経由して肺をもまた排 気させることは推奨できない。

それは弁と挿管との間の有り得る長い呼吸チューブが新鮮でない空気の過剰の再 呼吸を引き起こすことと、頻繁なりリーニングを要する弁の汚染という双方の理 由からである。これらを回避するために、呼気弁を挿管に対し非常に近接（２て 配置することが出来る。呼気弁の排気口は吸気の間シールされており、そして呼 気の間開放されている。両時間間隔に際して正圧が存在するので、単一の逆止弁 は適切ではなく、それでパイロッテッド弁が使用される。

第１１図は吸気時間間隔中のこの種の呼気弁の使用を示している。気体は方向性 弁１６を介してライン１４に送出され、次いで単一方向弁１２８を経由し、そし て呼気弁１３０の中央チャンネルを経由する。呼気弁１３０の排気口１３２は加 圧ダイアフラム１３４によってシャットオフされる。ダイアフラム１３４上のア ンバランス領域の故で、比較的小さなパイロット圧力がそのダイアプラムを作動 し、かつ排気口１３２を閉じるのに充分である。このパイロット圧力は方向性弁 １６のハウジング８４中のタップ１３６から得られる。方向性および呼気弁間で 、吸気がダイアフラム１３４を作動して排気口１３２を閉じるために充分である 間は正常なライン圧力は低下することが判明している。

呼気の間、もし単一方向弁１２８が送出しライン内に挿入されないとすると、排 気口１３２はダイアフラム１３４により閉じられた侭となる。それは弁の排気口 ９４を通過する排出空気に関する圧力降下が、アンバランス領域に起因するダイ アフラムを上昇させるのに充分ではないからである。ライン内への単一方向弁１ ２８の挿入によって、方向性弁１６内の排気口９４を経由する排出空気の逆流は 阻止され、そして呼気圧力はダイアフラムを上昇させるのに足り、そして呼気弁 １３０において排出空気をして排気口１３２を通過させる。この状態は第１２図 中に示されている。第二気体入口９ｏは明確化のために、方向性弁１６中には示 されていない。

先に述べたように、人工呼吸器としての装置の応用に関して、呼吸用の空気を屡 々酸素で富化する必要がある。

選択可能であり、かつ所望値に制御された濃度が望ましい。

第１３図は酸素の制御された送出しに関する閉ループ系についての環路線図であ る。酸素は容器、たとえば加圧ボトル１３４から圧力レギュレータ１．３６およ び電気モータ駆動弁１４０を介して方向性弁１６の口９ｏに供給され、そこでは それは開口部１０６を通過し、そしてコンプレッサーから口８８に入る空気と合 体する。これらの気体はミキシングチャンバ１４２を通過し、ここで両者はバッ フル１４４によって充分に混合され、その混合物はライン１４中に退去する。混 合気体中の酸素濃度はガルバニック酸素センサ１４６により感知されるが、これ の−例はＲｅｘｎｏｒｄガルバニック燃料電池タイプのものである。このタイプ のセンサは感知された酸素濃度に比例する電気的アナログ信号を生成する。酸素 信号はアナログ入カニニット３２に供給され、そこでそれはデジタル形式に変換 され、そしてマイクロコンピュータ２６に入力される。ｎ１定された酸素濃度は 選択された基準値と比較され、そして如何なる誤差も専用のＤＡＣ１４８中で変 換され、そして電子駆動装置１５０に供給されてその誤差が存在しなくなり、そ して測定酸素濃度が選択値と等しくなるまで酸素弁１４０を作動させる。ミキシ ングチャンバ１４２の目的は濃度勾配に起因する偽測定値を阻止するためのもの である。

第１３図に示す閉ループ酸素制御を人工呼吸器とじて応用された新しいガス送出 し装置に適用し、そしてそれは満足すべき性能をもたらした。短所はミキシング チャンバとセンサの寸法にあり、これらは小型人工呼吸器の寸法に付は加えられ るものであり、またセンサの限定された貯蔵安定性も価格と保守を増加させ、特 に酸素が定期的に必要とされなければ、欠点となる。

吸気圧変動は最大でも水４５ｃｍと小さいので、弁開口部を所望酸素流に対応す る予め較正された値に設定し、そして弁を越える圧力降下が下流の吸気圧におけ る変動によって過度に影響を受けることはない充分に高い値において上流酸素圧 を保持することによって適切な酸素制御を維持することが出来る。この種の開ル ープ系は第１４図中に示されている。ミキシングチャンバ１４２と酸素センサ１ ４６が使用されていないことを除けば、これは第１３図に示す閉ループ装置と類 似である。所望の酸素濃度が先に論述したその他のパラメータに加えてマイクロ コンピュータ中に入力される。平均吸気流量に関して、また圧力レギュレータ１ ３６の固定設定のための酸素制御弁１４０の較正に基づいて、マイクロコンピュ ータは所要弁領域を計算する。制御弁１４０は位置フィードバック装置、たとえ ば電位差計を包含し、これはアナログ入カニニット３２を介してマイクロコンピ ュータに至る電気的リード線１５２により弁位置に関連する信号を提供する。

マイクロコンピュータを介する弁１４０の連続的自動調節は必要としない。この 手順は余り便利ではないが、酸素制御とコンピュータ制御との相互連絡を必要と しないことは有利である。周知の差圧流量調節計が圧力レギュレータ１３６およ び弁１４０の代わりに酸素ライン中に使用できることもまた理解されるべきであ る。

新規な気体送出し装置に関する他の主要な用途は空気圧人工心室用の駆動装置と してである。単一の空気的に駆動される人工心室、たとえば植込み心室補助装置 としての利用が判明しているＵｔａｈタイプまたはＫａｎｔｒｏｗｉｔｚの機械 的補助心室（大動脈パッチ）に関して、この装置は第１図または第２図に示され るように作動する。単一心室装置は人工呼吸器用途、遵守負荷（ｃｏｍｐｌｉａ ｎｔ　１ｏａｄ）として肺を置換する人工心室と概略的に類似しているが、作動 パラメータ、たとえば流量、サイクル反復速度は非常に異なっている。一つの異 なった用途は二心室完全人工心臓を駆動するためのものである。ここで、コンプ レッサーは右方、次いで左方空気圧心室を交互に膨張させる。準備はまた、基本 的な心臓サイクル内の非対称駆動間隔および中立ドウエル間隔に関して為される 。肺によって必要とされることはないが、空気圧人工心室にとって必要とされる かも知れない他の要素は心室の充填を補助するための吸引についての成る程度の 準備である。

二心室人工心臓を駆動するためならびに吸引を適用するための準備は第１５図中 に示されている。この装置において、コンプレッサー１５４は加圧空気を空気圧 ライン１５６を経由して二重作動シャトル弁１５８に送出し、これは口１６０を 介して右心室へ、そして口１６２を経１５８から口１６４を通過し、次いで空気 圧ライン１６６および吸引制御弁１６８を経由して大気に至る。コンプレッサー １５４に対するインレット空気はライン１６４および１６６の一方または双方か ら得られる。

ポペットタイプの弁は完全人工心臓（ＴＡＨ）に関する方向性制御としての利用 のために有利であるが、この場合３個所の位置が必要とされる。すなわち、心室 の内の一方が加圧され、そして他方が排気される２つの位置および中心位置であ って、この場合両心室ならびにコンプレッサーがそのアウトレットに対し排気さ れる位置である。ここで、右方チャンバ１７０は左心室と連通し、そして中央チ ャンバ１７２は吸引源または大気と連通している。右方および左方チャンバ内の 二重ディスクポペットは螺旋形ラックおよびギヤコンビネーション１７６を介し てドライバーモータ１７４に連結されている。位置感知電位差計１７８はシャフ トの中心位置を制御するために使用される。そのシャフトが最左方位置にあると 、ディスク１８０は左方コンプレッサーロ１８１をシールし、そして右心室は中 央チャンバ１７２および吸引口１６４の外部に排気する。ディスク１８０は右方 チャンバ１７０を中央チャンバ１７２からシールし、そしてコンプレッサーから の加圧空気は左心室に流れる。シャフトがその最右方位置にあって、ディスク１ ８４が右方コンプレッサーの口１８６をシールし、そしてディスク１８８が左方 チャンバ１９０を中央チャンバ１７２からシールすると、動作は逆転される。例 示において示されている中央位置では、全ての口は開放されており、そしてそれ らは吸引口１６４を介して排気している。摺動シールは全く必要ではない。それ は軸受が腎臓形状であってもよい排気開口部と同一の壁内に一体となっているか らである。この配列の一つの望ましい特徴は弁が略均衡を保っていることである 。たとえば、弁がその最左方位置にあれば、コンプレッサーの圧力はディスク１ ８０の右側に対し力を加え、そしてそれは力をディスク１８２の左側に加える。

僅かな不均衡はドライブシャフトの面積およびＯリングのそれに起因し、それら はディスク面積の非常に小さな部分を構成する可能性がある。

トランスジューサ１９２はチャンバ１９０内の圧力または真空を測定し、またト ランスジューサ１９４はチャンバ１７０内の圧力または真空を測定する。トラン スジューサのアウトプットはマイクロコンピュータ・ベース制御装置１９６に供 給され、この制御装置は第１図に示すエレメント２６．２８，３２．４４および ４６を包含するものである。吸引はインレットによって口１６４に適用されてコ ンプレッサー１５４に至る。この吸引は排気弁１６８によって調整されるが、該 排気弁は排気弁駆動装置１９８を介してマイクロコンピュータ制御装置１９６か らの信号により位置決めされて吸引をプログラムされた値に維持する。

第５図および第６図に示すドラグコンプレッサーは小型人工呼吸器にとって適切 であるが、空気圧人工心室により必要とされる一層大きなパワーを提供する類似 のコンプレッサーは同一のロータ寸法に関してより速い速度で回転せねばならな い。しかし、これには特別なモータを要する。同一のモータシャフト上に２個の ロータを装着することによって、すなわち単一ユニットにおいて複ドラグ・コン プレッサーを達成することによって減少した速度において所望パワーの成就が可 能であることが判明した。第１６図に示すように、内部ロータ２０２中の羽根２ ００は内部ステータ２０６中の環状チャンネル２０４と連通している。外部ロー タ２１０中の羽根２０８は外部ステータ２１４中の環状チャンネル２１２と連通 している。双方のロータはシャフト延長部２１６上に装架されており、そしてそ れらは駆動モータ２１８によって共に回転されるが、該モータはハウジング２２ ０によって大気からシールされて漏洩を回避している。インレットおよびアウト レットの配列は第１７図中に示されている。インレット２２２およびアウトレッ ト２２４は内部ステータ２０６中の環状チャンネル２０４に通じ、またインレッ ト２２６およびアウトレット２２８は外部ステータ２１４中の環状チャンネル２ １２に至っている。

ＦＩＧ、　１ ｒｌハ　− Ｒａ　＝　１．０ ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、６ ト１（ｊ、ｂ Ｃ ＦＩＧ、＋３ ＦＩＧ　　１４ 補正書の翻訳文提出書（特許法第１８４条の８）平成２年１１月１３日 １、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　　８９１０１９６１ 、発明の名称 気体送出し手段 ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国　ニューヨーク州、１００２１ニユーヨーク、セブンテ ィエイトス　ストリートイースト、２２１番地 氏　名　　シピン、アナトール、ジェイ４、代理人 東京都港区西新橋−丁目１８番６号 ５、補正書の提出年月日 １９９０年７月２３日 ６、添付書類の目録 補正書の翻訳文　　　　　　　　　　　　　１通浄書（内容に変更なし） 請　　求　　の　　範　　囲 １、（ａ）ロータリー電気モータにより駆動されて加圧空気を供給する速度可変 ロータリーコンプレッサー。

（ｂ）サイクルの送出し間隔の間にコンプレッサーからラインへ気体を指向させ 、またこれらの間隔同士の間に気体を脇へ逸らすための弁手段。

（Ｃ）コンプレッサーモータを駆動し、そしてサイクル回数、送出し間隔の時間 および送出される気体の容量を選択された値に維持するような方法において弁手 段を作動するための制御手段で、該制御手段は下記を包含している。

ｍ−送出された空気容量の基準値を選択するための手段。

ｍ−サイクルの送出し間隔の間にコンプレッサーによって供給された気体の瞬間 的な流量を測定するための手段。

ｍ−送出し間隔中の流量測定値を積分して送出された空気容量の計算された分量 を提供するための手段、および ｍ−差異を減少させる方向で、送出される容量の計算値と基準値との差異に関連 する増し分によって次の引き続く送出し間隔中でコンプレッサー速度を調整する ための手段。

以上を包含するラインを経由して制御された容量の気体を周期的に送り出すため の装置。

２、速度可変ロータリーコンプレッサーがロータリー回生ドラグコンプレッサー である請求項１記載の装置。

３、装置の作動範囲内で定常的速度曲線に関して、一定速度における圧力上昇対 流量の曲線の如何なる点における勾配もあらゆるその他の点における勾配の決し て２倍とはならないような動作特性を速度可変ロータリーコンプレッサーが有し ている請求項１記載の装置。

４、流量測定手段が、受器に対して送出される気体の容積流量に直線的に関連す るアウトプットを有するフローセンサである請求項１記載の装置。

５、制御手段がマイクロコンピュータ、アウトプットを有する速度可変ロータリ ーコンプレッサーに関する速度を測定するための手段、およびアウトプットを有 するコンプレッサーの吐出圧を測定するための手段を包含している請求項１記載 の装置。

６、速度、流量および吐出圧に関連する速度可変ロータリーコンプレッサーの動 作特性がマイクロコンピュータ内の記憶装置中に記憶され、そして送出された容 量の値が速度および圧力測定手段のアウトプットに従って計算される請求項１記 載の装置。

７、送出し相の間の平均空気圧抵抗を計算するための手段を包含する請求項５記 載の装置。

８、送出し間隔中に弁手段に対し、制御された流量において第二の気体を添加し 、またサイクルの残りの間第二気体の流れを停止させるための手段を包含する請 求項１記載の装置。

９、ライン内に第二の圧力作動弁を包含し、これは気体送出しの間排気口を閉塞 し、またライン内に逆流が存在すれば開放するものである請求項１記載の装置。

１０、弁手段が吸引源に対し気体の流れを変える請求項１記載の装置。

手続補正書動式） ％式％ １、事件の表示 ＰＣＴ／ＵＳ８９１０１９６１ 平成１年　特許願　第５０７１０２　　号２、発明の名称 気体送出し手段 ３、補正をする者 事件との関係　　特許出願人 シピン、アナトール、ジエイ ４、代理人　（郵便番号１０５） 平成３年７月２２日 （発送日　平成３年７月３０日） ６、補正の対象 ７、補正の内容 別紙のとおり 明細書および請求の範囲の翻訳文の浄書（いずれも内容に変更なし） 手続補正書動式） ％式％ １、事件の表示 ＰＣＴ／ＵＳ８９１０１９６１ 平成１年　特許願　第５０７１０２　　号２、発明の名称 気体送出し手段 ３、補正をする者 事件との関係　　特許出願人 シビン、−アナトール、ジエイ ４、代理人　（郵便番号１０５） 平成３年７月２２日 （発送日　平成３１年７月３０日） ６、補正の対象 平成２年１１月１３日付提出の補正書の翻訳文提出書の補正書の翻訳文 ７、補正の内容 別紙のとおり 補正書の翻訳文の浄書（内容に変更なし）圃算臘香報告

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. １．（ａ）ロータリー電気モータにより駆動されて加圧気体を供給するコンプレ ッサー。 （ｂ）サイクルの送出し間隔の間にコンプレッサーからラインへ気体を指向させ 、またこれらの間隔同士の間に気体を脇へ逸らすための弁手段。 （ｃ）コンプレッサーモータを駆動し、そしてサイクル回数、送出し間隔の時間 および送出される気体の容量を選択された値に維持するような方法において弁手 段を作動するための制御手段で、該制御手段は下記を包含している。 −−送出された空気容量の基準値を選択するための手段。 −−サイクルの送出し間隔の間にコンプレッサーによって供給された気体の瞬間 的な流量を測定するための手段。 −−送出し間隔中の流量測定値を積分して送出された空気容量の計算された分量 を提供するための手段、および −−差異を減少させる方向で、送出される容量の計算値と基準値との差異に関連 する増し分によって次の引き続く送出し間隔中でコンプレッサー速度を調整する ための手段。 以上を包含するラインを経由して制御された容量の気体を周期的に送り出すため の装置。
2. ２．コンプレッサーがロータリー回生ドラグコンプレッサーである請求項１記載 の装置。
3. ３．装置の作動範囲内で定常的速度曲線に関して、一定速度における圧力上昇対 流量の曲線の如何なる点における勾配もあらゆるその他の点における勾配の決し て２倍とはならないような動作特性をコンプレッサーが有している請求項１記載 の装置。
4. ４．流量測定手段が、受器に対して送出される気体の容積流量に直線的に関連す るアウトプットを有するフローセンサである請求項１記載の装置。
5. ５．制御手段がマイクロコンピュータ、アウトプットを有するコンプレッサーに 関する速度を測定するための手段、およびアウトプットを有するコンプレッサー の吐出圧を測定するための手段を包含している請求項１記載の装置。
6. ６．速度、流量および吐出圧に関連するコンプレッサーの動作特性がマイクロコ ンピュータ内の記憶装置中に記憶され、そして送出された容量の値が速度および 圧力測定手段のアウトプットに従って計算される請求項５記載の装置。
7. ７．送出し相の間の平均空気圧抵抗を計算するための手段を包含する請求項５記 載の装置。
8. ８．送出し間隔中に弁手段に対し、制御された流量において第二の気体を添加し 、またサイクルの残りの間第二気体の流れを停止させるための手段を包含する請 求項１記載の装置。
9. ９．ライン内に第二の圧力作動弁を包含し、これは気体送出しの間排気口を閉塞 し、またライン内に逆流が存在すれば開放するものである請求項１記載の装置。
10. １０．弁手段が吸引源に対し気体の流れを変える請求項１記載の装置。