JPH0417065B2 - - Google Patents

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JPH0417065B2
JPH0417065B2 JP60503107A JP50310785A JPH0417065B2 JP H0417065 B2 JPH0417065 B2 JP H0417065B2 JP 60503107 A JP60503107 A JP 60503107A JP 50310785 A JP50310785 A JP 50310785A JP H0417065 B2 JPH0417065 B2 JP H0417065B2
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valve
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gas
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Dagurasu Efu Deburiisu
Arii Kooen
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BEAA MEDEIKARU SHISUTEMUZU Inc
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Description

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源を供給するた
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、 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
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脹して該弁座に
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
コンピユータへ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節を
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小
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
スの最小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
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プモータと、 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装
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小限にする第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。
３４ 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３３項記載の呼吸装置。
発明の背景 １ 発明の分野 本発明は、患者の人工呼吸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呼吸装置
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。
従来の一型式の人工呼吸器は、一般に、「圧力
呼吸器」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
時間サイクルに従つ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
れば、「容積型呼吸器」は、呼吸用ガスを所定の
容量対時間または流量対時間の関数に従つて患者
に供給する。
当業者には明らかなように、人工呼吸器は、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
ばしば、個々の患者の要件に適合するように医師
が定めた所定の流量対時間（または所定の容量対
時間）の曲線に従つて患者に送給される。
呼吸用ガス近位圧力も（流量の場合と同様に）、
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つて制御される。しかしなが
ら、呼気弁によつ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、次いで患者が排気する間肺を所定の圧力レベ
ルにまで収縮させるのを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
者の肺に誤まつて過度の圧力を与えるおそれをな
くするための重要な安全弁としての役割を果す。
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ばならず、
少な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を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
き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つて呼息を与える場
合の「容量調節」呼息や、「補助容量調節」呼息
や、「自発」呼息などの幾つかの型式の呼息を与
えることができなければならない。後２つの型式
の呼息においては、呼吸器は患者の自発的呼息努
力を検知してそれを補助または支持する。
従来技術は、叙上およびその他の要件を多少と
も充足することを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−酸素混合物を供給するための混
合器と、コンピユータ式流量制御器と、コンピユ
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
イロツ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4036221、
4177830、4336590、4326513、4204536、3903881、
4190045、4448192、4323064、4262689、4333453
および4097786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
とを実証されているが、呼吸器の時間周期の流量
および近位圧パラメータをより正確に監視し所定
の値に維持することの必要性が認識されるように
なつてきた。従つて、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吸器を提供し、そ
れによつて、当該技術分野に大きな進歩をもたら
すものである。
発明の概要 本発明の目的は、近位圧を所定の圧力対時間関
数によつ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流
量を所定の流量対時間関数によつて設定された限
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を提供することであ
る。
叙上およびその他の目的および利点は、圧力調
整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つて設定する流量制
御器組立体と、患者の近位ガスと流体連通した呼
気弁およびパイロツト圧を創生し該パイロツト圧
を介して呼気弁を制御するパイロツト圧制御弁を
含む圧力制御器組立体とを備えた呼吸装置によつ
て達成される。
上記パイロツト圧制御弁は、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
ベンチユーリ型噴出孔を備えており、ベンチユー
リ型噴出孔を通つて流れるガスの流れは、ステツ
プモータに連結された弁を通して制御される。ス
テツプモータは、コンピユータからの信号によつ
て調整される。ベンチユーリ型噴出孔に連通した
静圧ポートが、上記呼気弁に対しパイロツト圧を
供給する。
患者の近位圧を感知し、瞬間近位圧を表わす信
号をコンピユータへ送るための圧力トランスジユ
ーサが系内に接続されている。コンピユータは、
そのメモリに所定の圧力対時間関数を記憶し、該
関数によつて要求される圧力値を圧力トランスジ
ユーサによつ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
テツプモータへ送り、上記弁を調節して、好まし
くは次の呼吸サイクルにおいて、上記パイロツト
圧を該記憶された所定の圧力対時間関数によつて
要求される値に調節する。
本発明の呼吸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のステツプモータ
の軸に取付けられた非対称カムによつて作動され
直線的に移動する流量制御弁を備えている。第２
ステツプモータは、流量トランスジユーサのよつ
て感知される瞬間流量をコンピユータのメモリに
記憶された流量体時間関数と比較した結果として
コンピユータから送られてきた別の修正用電気信
号によつて制御される。
【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ツ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
沿つ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。
好ましい実施例の説明 以下に、添付図を参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を通して
患者１２へ送られる空気または空気・酸素混合物
の流れ経路を辿り、患者から周囲環境へ吐出され
る呼気の経路を辿つて説明することによつて最も
良く理解されよう。
説明を始めるに当つて、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、呼吸装置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イルタ１４と酸
素入口フイルタ１６とが概略的に示されている。
空気フイルタ１４および酸素フイルタ１６は、そ
れぞれ加圧供給空気および酸素を受取る。それぞ
れのフイルタ１４および１６を通過した空気およ
び酸素は、それぞれ逆止弁１８，２０を通つて空
気調整器２２および酸素中継器２４に流入する。
空気フイルタ１４および酸素フイルタ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
よつて呼吸装置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。
空気フイルタ１４と空気調整器の間および酸素
フイルタ１６と酸素中継器２４の間の導管にそれ
ぞれ電気圧力スイツチ２６，２８および圧力計３
０，３２が介設されている。圧力計３０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は酸素中継器２４に流入する酸素
の実際の圧力を測定する。圧力計３０，３２は、
医療従事者が容易に観察することができるように
呼吸装置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、呼吸装置１０の機枠の外部に
装着されたものである。
各圧力スイツチ２６，２８は、それぞれ第１図
に３４，３６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ユータ制御器３８（単に、
「マイクロコンピユータ」または「コンピユータ」
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
イツチ２６，２８は、単極、単投型であり、圧力
が約25±0.5lb／in2（ゲージ圧）（psig）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
ことが好ましい。どちらか一方の圧力スイツチが
対応する導管の圧力不足により閉成されると、信
号３４または３６を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から空気
調整器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りである。呼吸装置１０の平
常作動中は弁４０は閉じている。空気または酸素
のどちらの供給が中断すると、それぞれ対応する
圧力スイツチ２６，２８からの信号３４，３６に
よつて弁４０が開放される。それによつて、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１０
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の上述したフイルタ、圧力スイツ
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。入口フイルタ１４，１６は、−31〓〜＋104〓
の温度範囲で作動することができ、0.4μ以上の粒
子または1μ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３０，３
２の測定範囲は０〜100psigであることが好まし
い。フイルタ１４，１６への空気および酸素ガス
の導入圧力は、30〜100psig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28
±0.5psigの圧力が必要とされるからである。
空気調整器２２は、やはり装置１０の構成要素
のうちの現行技術水準の標準的な機器であるが、
広い流量範囲、好ましくは約０〜80／min（標
準状態で）（０〜80LPMと書く）の流量範囲にお
いて実質的に一定圧の空気を送出することができ
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±0.1psig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、やはり装置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
り、空気調整器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、空気調整器２２の出力端から入
力パイロツト圧を受取り、酸素中継器２４の出力
圧を空気調整器２２に隷属させる。これは、呼吸
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つて説明すると、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
つてマイクロコンピユータ制御器３８によつて予
め定められた比率で混合することである。従つ
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
であり、この比は、装置１０の前面制御盤（図示
せず）に設けられたマイクロコンピユータ制御器
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
であつてよいが、第１図の概略図に示されるよう
にダブル可変オリフイス原理に基いて作動する単
段酸素配合弁４８を備えたものであることが好ま
しい。配合弁４８のそれぞれ別個のポート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、ねじ付軸５６と、それと突合せ関係
に対峙したばね押しピン５７とによつて支持され
たステンレス鋼の球５４を２つの座部５８と６０
の間で前後動するようになされている。球５４を
２つの座部５８と６０の間で動かされると、一方
のオリフイス即ちポートの流れ断面積が増大さ
れ、他方のオリフイス即ちポートの流れ断面積が
減少する。従つて、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。
ねじ付軸５６、従つて球５４は、ステツプモー
タ６４の段階的回転によつて撓み継手６２を介し
て制御される。ステツプモータ６４は、マイクロ
コンピユータ制御器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イスク
７１の位置を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、マイクロコンピユータ制御器３８
は、配合弁４８から流出する呼吸用ガス混合物の
空気と酸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％O2（純粋空気）から約
100％O2（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3.6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７２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、現行技術水準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
ら酸素中継器２４のパイロツトポート即ち制御ポ
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±0.1psig）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±0.1psig）を安全ソレノイド弁７６に導く。
安全ソレノイド弁７６は、マイクロコンピユータ
制御器３８から電気制御信号７５を受取る。装置
１０が停電になつたり、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
ユータ制御器３８によつて検知されると、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、開放しており、加圧
空気を駆動弁７４の制御圧即ちパイロツト圧ポー
ト７８へ通す。従つて、常態では、ソレノイド弁
７６は、加圧空気が駆動弁７４を通つて流れるよ
うにする。しかしながら、安全ソレノイド弁７６
が閉鎖されると、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１０の不作動状態がマイ
クロコンピユータ制御器３８によつて検知される
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
とができず、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。追つて
説明するように、駆動弁７４の駆動空気出力は、
本発明のパイロツト圧制御弁を駆動するのに用い
られる。従つて、駆動空気がなくなれば、この装
置１０の人工呼吸装置は停止する。しかしなが
ら、その場合患者１２は、後述するような態様
で、自発呼息のために周囲空気を吸入することが
できる。
詳述すれば、呼吸用混合ガスは、流れ遮断弁８
２へ送られ、それを通して導られる。遮断弁８２
の制御ポート８４は、駆動弁７４から約18psig
（1.265Kg／cm2、ゲージ圧）の駆動空気を受取る。
制御ポート８４にパイロツト圧が存在しない場合
は、遮断弁８２は閉止する。従つて、駆動弁７４
が圧力出力をもたない（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から本発明の呼
吸装置１０の流量制御器組立体８６へ流れる。流
量制御器組立体８６のここに開示した構造は新規
なものである。
流量制御器組立体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、第４図の断面図にも示されている。組立体８
６は、弁本体８８と、弁座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10〜18psig（0.703〜1.265Kg／cm2、ゲージ圧）
で弁本体８８の入力ポート９４に流入し、次い
で、球弁体９０と弁座９２によつて画定された弁
口を通り、出口ポート９６を通つて本体８８から
流出する。
第４図から明らかなように、弁座９２に体する
球弁体９０の位置は、スライド軸受１００によつ
て支持されたロツド９８によつて制御される。ロ
ツド９８の、球弁体９０のある側とは反対側の端
部にカム従節１０２が取付けられている。カム従
節１０２は、第２ステツプモータ１０８の軸１０
６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内を通ることによつて約10〜
18psig（0.703〜1.265Kg／cm2、ゲージ圧）から約０
〜2psig（０〜0.141Kg／cm2、ゲージ圧）にまで低
下する。従つて、本体８８の高圧側の圧力により
カム従節１０２が非対称カム１０４に圧接される
ので、カム従節１０２をカム１０４に正確に追従
させるための別個のばね等を必要としない。
第２ステツプモータ１０８は、マイクロコンピ
ユータ制御器３８の電気入力信号１１０によつて
制御される。ここに開示した実施例においては、
ステツプモータ１０８は、189刻みの回転をし、
制御ロツド９８に１刻みにつき0.052インチ
（1.3208mm）の直進運動を与える。かくして、以
上の説明から分るように、ステツプモータ１０８
は、弁本体８８を通る呼吸用ガスの流量を制御す
る。弁本体８８内の弁体の全開および前閉位置
は、ステツプモータ１０８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１
１２によつて検出される。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
ロツ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
イロツ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の説明をするに当つては、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ユータ制御器３８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８８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ユーサ１
１８に流入する前に音及び乱流を最小限にする慣
用の機器である。
流れトランスジユーサ１１８は、米国特許第
3680375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
ピユータ制御器３８へ送給する。
マイクロコンピユータ制御器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、呼吸装置が所定の時間間隔で、あるい
は、患者の吸込み動作を表わす近位圧力の降下に
応答して、調節された量の息（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（患者自身によつ
て始められ制御される息）を送る場合は、マイク
ロコンピユ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つて測定され
る患者は瞬間要求量の関数である流量基準値を供
給する。いずれの場合にも、マイクロコンピユー
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つて、あるいは、流量アルゴ
リズムによつて要求される流量基準値と比較し、
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、必要な場合は流量を
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、流量の正確な調節を確保するため
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８２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１
２１は、標準的な慣用構造のものであつて、喉部
１２２と、デイフユーザ１２４と、２つの出口即
ち出口１２６とオリフイス１２８を有している。
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２
／min（2lpm）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。この放
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、呼吸用地の外部に取付
けられ、周囲環境に開口したチユーブであつてよ
い。パージ・放出弁１２１のオリフイス１２８
は、この好ましい実施例では、患者に対して約
0.13／minの平均流れを供給する。
このパージ・放出弁１２１を通しての連続呼吸
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／minの呼吸用ガスのベースライ
ン（バイアス）流れが供給される。以下の説明か
ら分るように、このバイアス流れは、患者１２に
よつ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を通してのバイ
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。従つて、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に向つての
少量の（約0.13／min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、流れトランスジユ
ーサ１１８から安全弁組立体１３２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から空気を受取る制御圧ポート即ちパイロツ
ト圧ポート１３４を有している。パイロツト圧ポ
ート１３４にパイロツト圧の入力がないときは、
安全弁１３２は、第１出口ポート１３６を通して
外部排気口１３０、従つて周囲大気に開放してい
る。しかしながら、ポート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
出口ポート１３８を通つて患者１２の方へ流れ
る。安全弁１３２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
イルタ１４２および慣用の給湿器１４４を通つて
流れる。
安全弁１３２の呼吸用ガスの流路内に温度セン
サ１４６が配設され、マイクロコンピユータ制御
器３８へ入力信号１４８を送るようになされてい
る。マイクロコンピユータ制御器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量を計算する。
圧力トランスジユーサ１５０は、安全弁１３２
に連続されており、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
ピユータ制御器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。従つて、圧力トランスジユーサ１５０は、
後述する近位圧トランスジユーサのための補助お
よびチエツク機能を果す。
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１３２は、周囲環境へ通
じる第１出口ポート１３６を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１３２を通して周囲空気を吸入することがで
きる。ただし、患者が安全弁１３２を通して吸気
する（息を吐く）ことは一方逆止弁１４０によつ
て防止される。追つて説明するように、患者１２
は、常に、たとえ停電またはその他の装置の故障
が生じたときでも、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、呼気弁とに連結されたＹ継手管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
にバクテリアフイルタ１５６が配設されている。
Ｙ継手管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、呼吸装置
１０および人工呼吸プロセスの極めて重要なパラ
メータであり、常時監視されて圧力計１５８に表
示される。近位圧は、圧力トランスジユーサ１６
０によつても監視され、該トランスジユーサから
マイクロコンピユータ制御器３８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）に導管によつて接
続された呼気弁１６４は、第１図の右側上部に示
されており、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
のものであつてよいが、本発明の呼吸装置１０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
日に出願された本出願人の米国特許願に記載され
ている。
呼気弁１６４は、パイロツト式逃し弁として作
動するものであり、入口ポート１６６と、凝縮水
トラツプ１７０に通じる第１出口ポート１６８
と、温度制御室１７４に通じる第２出口ポート１
７２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ユーサを通つて周
囲環境へ逃がされる。外部流れトランスジユーサ
１７６は、装置１０から流出するガスの流量を表
わす入力信号１７８をマイクロコンピユータ制御
器３８へ供給する。温度制御室１７４は、周知の
ように、凝縮防止のために流れトランスジユーサ
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ツト圧によつて制御
される。即ち、パイロツト圧が呼気弁１６４内の
圧力を越えると、気球１８０が膨張して弁座１８
２に座着し、呼気弁１６４を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、弁の剛性を高め、
弁の機能に安定制を与えるために弁座１８２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を制御するパイロツト圧は、系内の
近位圧が気球１８０のパイロツト圧を越えないよ
うに近位圧を制御する。気球１８０のパイロツト
圧を制御するパイロツト圧制御弁の構造は、本発
明の新規な部分である。パイロツト圧制御弁が装
置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、パイロツト圧
制御弁組立体８０は、弁本体１８６と、入口ポー
ト１８８と、第１出口ポート１９０と、第２出口
ポート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18psig）を受取る。
駆動空気は、入口ポート１８８から噴出孔１９
６、喉部１９７およびデイフユーザダクト１９８
を通つて流れる。噴出孔１９６を取囲む室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の周りのガスは、孔１９６からの噴
出ガスと共に連行されて大きな組合せ流を創生す
る場合もあれば、あるいは、噴出ガス流に対向し
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、デイフユーザダクト１９８から弁
座２０４および球弁体２０６を含む弁を通つて内
部導管１９４へ流れる。第１出口ポート１９０
は、内部導管１９４を周囲大気に連絡する。第２
出口ポート１９２は、噴出孔１９６と、弁座２０
４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向に移動しうる
ように弁本体１８６内に装着された制御ロツド２
０８によつて制御される。制御ロツド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３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、ばね２１８によつてカム２１２に押圧
されている。
以上の説明および図面から明らかなように、駆
動空気は、入口ポート１８８から弁本体１８６お
よび第１出口ポート１９０を通つて周囲大気へ流
出する。弁本体１８６を通る空気の流量は、弁座
２０４に対するボール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出口ポート１９２は、単なる静圧ポートであ
る。噴出孔１９６において相当大きな圧力降下が
生じるので、静圧ポート１９２内の圧力は、駆動
空気の18psig（1.265Kg／cm2、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、デイフユーザダクト１９８、従つて、第
２静圧出口ポート１９２内の静圧が、流量によつ
て、従つて、弁座２０４に対する球２０６の位置
によつ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
イロツト圧である。
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0.016インチ（1.55mm）であ
る。静止ポート圧対球弁対位置のグラフ曲線は直
線（比例関係）ではない。実際、弁が開放してい
るとき（球弁体２０６が弁座２０４から大きく離
脱しているとき）は、静圧ポート１９２内の圧力
が負圧（周囲圧より低い圧力）となることもあり
うる。正確なパイロツト圧対球弁体位置の基準曲
線は、本発明の実施の範囲内で得られる。この曲
線は、パイロツト圧制御弁をマイクロコンピユー
タ制御器３８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
圧ポート１９２内の圧力は、約０から約150cm水
柱圧（cmH2O）の間で変動する。
更に、本発明に好ましい実施例においては、非
対称カム２１２は、パイロツト（静圧ポート）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、パイロツト圧対ステツプモータのステツプ位
置の関係を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、画然としたパイロツト
圧対ステツプモータのステツ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）させることにより、そして、
噴出孔１９６の上流側のオリフイスのサイズ
（径）を調節することによつ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
ユータ制御器３８の出力２２０によつて制御され
て軸２１４を回転し、制御ロツド２０８および球
弁体２０６を、静圧ポート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。マイクロコンピユータ制御器３８の出力
２２０は、該制御器が近位圧トランスジユーサ１
６０から受取る入力信号１６２に応答して定めら
れる。
マイクロコンピユータ制御器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息（呼吸用ガス）を
提供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
つて始められ、制御される息）を供給する場合
は、マイクロコンピユータのメモリに記憶されて
いる圧力アルゴリズムが、近位圧の変化によつて
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、近位圧対時間の関数またはパイロツト圧対時
間の関数またはその両方であつてよい。この点、
近位圧はパイロツト圧より低い場合があるが、呼
気弁１６４の特殊な機能により近位圧がパイロツ
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、パイロツト圧対時間
の関数は比較的単純なものであることに留意され
たい。例えば、機械制御による容積型呼吸におい
ては、パイロツト圧は、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。呼息正圧（PEEP）を伴う機械制御式容積型
呼吸の場合は、パイロツト圧は、PEEP圧力値で
ある低い圧力と、それより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）
所定のパイロツ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。
マイクロコンピユータ制御器３８は、圧力トラ
ンスジユーサ１６０の入力１６２から得られた近
位圧値を、記憶されている圧力対時間関数によつ
て、または圧力アルゴリズムによつて要求される
パイロツ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、ステツプモータ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と圧力制御器８０
とが互いに相反する働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内のパイロツ
ト圧を低下させることにより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ツプ
モータ２１６は、95刻みのステツプを有してお
り、１ステツプは制御ロツド２０８の0.026イン
チ（0.6604mm）の移動に相当する。
本発明の呼吸装置１０のパイロツト圧制御弁の
精度を更に高める手段として、光デイスク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。光デイスク２２２は、扇の形と
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２１
４の回転の両極端位置において一方の光センサの
光線（図示せず）がデイスク２２２によつて遮断
されるように軸２１４の近くに取付けられてい
る。軸２１４が両極端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、デイスク２２２
によつて遮断されない。
光センサ２２４，２２６は、それぞれ、軸２１
４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をマイクロコンピユータ
制御器３８へ送る。制御器３８は、信号２２８ま
たは２３０を用いてステツプモータ２１６を次の
所望の位置へ位置させるのに必要なステツプの数
を計算する。
呼気弁１６４を再び参照して説明すると、（装
置が故障した場合などのように）パイロツト圧が
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。それによつて気球１８０は、患者
が呼気弁１６４を通して吸気するのを防止する。
機械の故障などのために気球１８０へのパイロツ
ト圧がゼロである場合は、患者１２は安全弁１３
２を通して吸気し、吸気弁１６４を通して呼気す
ることができる。
本発明の呼吸装置のマイクロコンピユータ制御
器３８は、ここでは詳しく説明する必要はない。
マイクロコンピユータ制御器３８のここに述べた
各機能は、汎用コンピユータまたはマイクロプロ
セサおよびそれに関連する慣用のエレクトロニク
スによつて適当なソフトウエアに従つて果すこと
ができる。そのようなソフトウエアは、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。
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