JPS58500236A - 人間または動物の気道への結合用の人工呼吸器 - 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】 名称：人間または動物の気道への結合用の人工呼吸器本発明は人間または動物の 気道への結合用の人工呼吸器に関する。

通常の人工呼吸処置における呼吸数および呼吸量は患者の自発性呼吸の際のそれ らと同一に選定されている。しかし、この場合、患者によっては、肺臓のすべて の部分で満足な気体交換が行なわれ得ず、他方気体交換が満足に行なわれ得るよ うに圧力を高めると、血管に肺臓を通る血液循環を不可能ならしめるような破裂 または障害を生ずるおそれがある。

圧力を高める必要をなくし、しかも肺臓の換気を一層均等に行ない得るように、 人工呼吸器の設計に関していくつかの提案がこれまでになされている。

１つの公知の人工呼吸器（ＡＧＡ　Ｂｒｏｎｃｈｏｖｅｎｔ、　ＡＧＡ　Ｍｅｄ ｉ−ブ）とならんで分岐ダクトが設けられており、分岐ダクトは人工呼吸気体が 流れる気管主ダクト通路に１　ｋｇ／ｃｄｌまでの圧力で人工流れ抵抗“を生ず る絞りを介して気管ダクト内に開いている。この人工呼吸器は、おそらく人工呼 吸気体が乱流を生成させるような仕方で供給され１．それにより気体拡散を強化 するという事実により、従来の人工呼吸器よりも有効であると言われている。ま た、この人工呼吸器は一層良好な粘液輸送を行ない、自発性呼吸に向かう傾向を 減すると言われている。しかし、この人工呼吸器は、人工呼吸気体に高い圧力が 与えられるために、患者に対して危険をもたらす。さらに、人工呼吸気体の加湿 が困難である。この公知の人工呼吸器に対しては、呼吸数が通常の１／２〜１／ ４呼吸毎秒にくらべて約２呼吸毎秒に増されており、その結果として呼吸量が小 さくまた肺臓内の圧力が低くされている。換気の改善はおそらく人工呼吸気体中 に生ずる乱流に帰し得る。この公知の人工呼吸器についての一層詳細な説明はＡ ｎｅｓｔｈｅｓｉａ　ａｎｄ　Ａｎａｌｇ−ｅｓｉａ、第５９巻、第８号、１９ ８０年８月、第５９４〜６０３頁になされている。

これまでに提案されている他の人工呼吸器（Ｋｌａｉｎ　ＪｅｔＶｅｎｔｉｌａ ｔｏｒ、Ａｃｕｔｒｏｎｉｃｓ社、Ｊｏｎａ　、スイス）では、ジェット注入と 呼ばれる方法が用いられている。この場合、肺臓内の気体交換は気管ダクト内の 通路または気管内に配置された細長いカニユーレ・チューブを通じて４０Ｈｚま での周波数でパルス状に肺臓に与えられろ気体ジェットにより行なわれ、他方呼 気は気管ダクト内の他の通路または気管を経て肺臓を去る。この人工呼吸器は肺 臓内に均等な低い圧力を生じ、このことは外科処置の際に有利である。なぜなら ば、胸壁に動きが生ぜず、また肺臓を通る血液循環への影響が最小限にとどめら れるからである。しかし、この設計の人工呼吸器は多くの欠点を有する。すなわ ち、気体ジェットは気管内の粘膜の損傷、最悪の場合には貫通を生ずる可能性が あり、また繊毛を損傷する可能性がある。人工呼吸気体の加湿が困難であり、ま ・た胸郭の動きを観察して換気が行なわれているか否かを確認することが不可能 である。さらに、肺臓内における人工呼吸気体の量の決定および肺胞（アルベオ リ）内の人工呼吸気体の組成の測定を行なう容易な方法が存ｉしない。この人工 呼吸器ニツイテノ詳細はＣｒ１ｔ、　Ｃａｒｅ　Ｍｅｄ、　５　：　２８０〜２ ８７．１９７７年に記載されている。

さらに、気道ダクトが人工呼吸気体を連続的に通過させる交差チューブを含んで いる人工呼吸器もこれまでに提案されている。

流れる気体に対して直角に作動するパルセータが４０または５０Ｈｚ　までの周 波数で気管ダクト通路を通じて気体を輸送する。知られている限りにおいて、こ の人工呼吸器は動物に対して実験的に使用されているに過ぎず、人間には使用さ れていない。この人工呼吸器、では粘液の輸送の増大が観察されたが、換気効果 のチェックが不可能であり、また血液循環および生物学的物質への高周波数の影 響が知られていない。この人工呼吸器についての詳細はＰｒｏｃ、　Ａｍ、Ｓｏ ｃ、Ｅ’Ｍ’ｐ、　Ｂｉｏｌ、３８（第■部）：９５１，１９７９および５ｃｉ ｅｎｃｅ、第２０９号、６０９および６１０，１９８０年に記載されている。

前記の欠点に加えて、（たとえば）ジェット注入およびパルセータ法で行なわれ る長時間・高周波数の換気は肺臓の機能を悪化させるという欠点を有する。たと えば、肺臓がこわばり、動脈血液の酸化が十分に行なわれず、またその結果とし て流体が胸膜ザック内にたまる可能性がある。

本発明の第１の目的は、人間または動物の気道への結合用の人工呼吸器として、 従来の仕方での肺臓内の換気に用いることができ、また前記の新しい換気原理に よる方法にも良好に用いることができ、さらに従来の方法と新しい方法との組み 合わせをも可能にする人工呼吸器を提供することである。ここで、意図されるこ とは、患者の肺臓の適当に分布した肺胞換気を可能にする人工呼吸器を提供する ことであり、これは、換気が小さな呼吸運動ですなわち所望の小さな呼吸量およ び気道内の低い圧力で人工呼吸気体の体積および組成に関して制御可能であり、 従って肺臓およびｉ勤特にこわばった肺臓を有する患者内で保護され、また血管 への影響がわずかであり肺臓を通じての血液循環が禁止されず、公知の人工呼吸 器の欠点を伴なわないことを意味する。

本発明の第２の目的は、特定の組成を有する気体を体積的にも時間的にも正確に 人工呼吸気体に加えることができ、呼気される気体の分析により肺臓の機能に関 する情報を得ることができる人工呼吸器を提供することである。

本発明の他の目的は、治療上または他の薬剤的に活性の物質の供給を量および呼 吸サイクル中の時点に関して正確に行ない得るようにすることである。たとえば 、麻酔気体をパルス状に患者に与えられる気体混合物に加えることができ、この ような気体パルス中の麻酔気体の濃度は人工呼吸気体中に通常許容される濃度よ りも高くすることができる。麻酔気体の濃度は呼気される人工呼吸気体中の濃度 に比例しているので、呼気の際に肺胞気体が気道の開口に達する時に肺泡気体中 の前記濃度を測定し、かつ吸気される気体中の麻酔気体パルスを所要の度合に適 合させることにより、麻酔気体の定量的供給を容易に制御することができる。

本発明の別の目的は、肺臓内の気体交換を強化するため前記の新しい方法が応用 される時にも肺胞気体濃度を測定し得るようにすることである。

本発明の最後の目的は、呼気の終りの間にベンチレータのＹ形チューブに接続さ れている気管ダクトまたは導管内の呼気気体が、使用済の人工呼吸気体が患者の 肺胞空間に再び入るのを防ぐため、新鮮または未使用の人工呼吸気体を用いて流 し出され得るようにアレンジされている人工呼吸器を提供することである。

これらの目的を達成するため、本発明を構成する人工呼吸器は特許請求の範囲第 １項に記載の特徴を具備している。

以下、図面を参照しながら本発明を一層詳細に説明する。

第１図は本発明による人工呼吸器の全体構成図である。

第２図は弁により調節されて気道に気体を別々に供給するため人工呼吸器に用い られる装置の構成図である。

第３図は第２図に示されている装置で弁を制御するのに用いられるシステムの回 路図である。

第１図を参照すると、肺ベンチレータ１０、たとえばＳＩＥＭＥＮＳ−ＥＬＥＭ Ａ社（５ｏｌｎａ、　スｘ−デン）製の９００Ｂ形サーボベンチレータ、はＹ形 チューブ１１に接続されており、このＹ形チューブは加湿器１２、たとえばＳＩ ＥＭＥＮＳ−ＥＬＥＭＡ社（５ｏｌｎａ、スエーデン）製の１５０形サーボ加湿 器、およびガス分析計用レセプタ１３、たとえばＳＩＥＭＥＮ、Ｓ−ＥＬＥＭＡ 社　、（５ｏｌｎａ、スエーデン）製の９３０形レセプタ、を経て気管ダクト１ ４に連結されている。この気管タリトは符号１５を付されている気管に挿入され る。気管に挿入される側の気管ダクトの開端には、気管ダクトの外側と気管の内 側との間のシールとして公知の設計の膨張可能なスリーブ１６が設けられていて よい。しかし、このようなシールを設けることは不可欠ではなく、気管ダクトは 気管に比較的ゆるく挿入されてもよい。さらに、気管ダクトは、患者の鼻または 口に当てられるように設計された通常の形式の呼吸マスクに肺ベンチレータ１０ を連結するホースにより置換することができる。肺ベンチレニタは肺臓を換気す るため気管ダクト１４を経て人工呼吸気体を気道に与えかつ気道から導き出すべ く公知の仕方で作動する。人工呼吸気体はミキサ１７から肺ベンチレータに与え られる。このミキサは導管１８からの純酸素（０２）と導管１９からの空気また は亜酸化窒素とを混合した人工呼吸気体を肺ベンチレータに与える。

気管ダクト１４は肺ベンチレータ１０から得られた人工呼吸気この導管２０は気 管ダクトの内端２１に開いている。この導管２０は、加湿器２２および殺菌フィ ルタ２３を経て、肺ベンチレータ１０により制御されて気管ダクトを流れる人工 呼吸気体の流量率にかかわりなく弁により調節される別の気体を導管２０に供給 するための装置２４に接続されている。しかし、この別の気体の調節は気管ダク トを流れる気体の流量率および（または）人工呼吸処置中の患者の呼吸運動と協 調して行なわれる。装置２４は導管２５を経て気体ミキサ１７に接続されており 、また導管２６および２７に接続されており、また肺ベンチレータから得られる 人工呼吸気体の圧力とは異なる圧力で人工呼吸気体を供給する所望の数の追加的 導管に接続され得る。また、装置２４は人工呼吸気体とは異なる気体、たとえば 検査気体、麻酔気体または薬剤的に活性の気体を供給するのにも用いられる。装 置２４は導管２０を通じての気体の供給を調節するための手段、たとえばこの気 体の流れを脈動させるための手段を含んでいる。この調節は後記の種々の調節パ ラメータに応じて種々の方法で実行され得る。

圧力取入口２８が気管ダクト１４の内端に設けられており、この圧力取入口は気 管タリト内の通路または導管２９と連通している。導管２９は導管２０と同様に 気管ダクトを通る通路の他の部分から隔てられており、殺菌フィルタ３０を経て 装置２４に接続されており、それにより装置２４は気管ダクトの内端における圧 力に関係して制御される。加えて、装置２４は導線を経て肺ベンチレータ１０に 電気的に接続されており、後で一層詳細に説明するように、装置２４により調節 される気体供給を肺ベンチレータから得られる人工呼吸気体の流れおよび（また は）患者の呼吸運動と協調させる際に肺ベンチレータの機能に関係して制御され る。

装置２４からの気体の供給のために用いられる開口２１は、圧力取入口２８と同 様に、呼吸マスクに延びるホースまたは通常の設計の気管ダクト内に配置され、 または人工呼吸気体が流れる通路内の任意の場所、好ましくは患者の肺臓にでき るかぎり近い場所に配置され得る。

導管２０を流れる気体に薬剤的に活性の物質を与えるための手段、たとえば液状 の上記物質を与えるためのノズル手段が設けられ得る。

装置２４を制御する方法を一層詳細に説明するに先立って、装置２４の設計およ び構造を第２図により説明する。

導管２５．２６および２７は３つの圧力調節器３５．３６および３７の１つを経 て３つの分配器３２．３３および３４の１つにそれぞれ接続されている。これら の圧力調節器は、もし適当な圧力の気体源が得られるならば、省略され得る。複 数個の縮小形電磁弁３８ａ〜３８ｔまたとえばＬｅｅ　Ｃｏｍｐａｎｙ（Ｗｅｓ ｔｂｒｏｃｋ。

Ｃｏｎｎｅｃｔｉｃｕｔ、米国）製のＬＩＦ　ＬＦ　ＡＡ１２００１１８Ｈ形電 磁弁が設けられている。これらの弁はクイック・カップリング付きホース３９を 経て分配器に、弁３８ａ〜３８ｄが分配器３２に接続され、弁３８ｅおよび３８ ｆが分配器３３に接続され、また弁３８ｇ〜３８ｔが分配器３４に接続されるよ うに接続されている。弁と分配器との接続は他の形態であってもよく、任意の数 の弁が所望の分配器に接続され得る。クイック・カップリング付きのホース３９ のかわりに、マルチウェイ弁付きまたはマルチウェイ弁なしの永久継手が電磁弁 ３８ａ〜３８ｔと分配器３２゜３３および３４との間に設けられ得る。電磁弁を 設けられた各分配器にすべて継手を設けて再連結を不要にすることも可能である 。

各電磁弁は固有の殺菌フィルタ２３を有し、それを介して加湿器２２に接続され ている。

導管２５．２６および２７の各々を２つまたはそれ以上の縮小形電磁弁を介して 導管２０に連結する目的は次の３つである。第１の目的は、導管２５．２６また は２７のいずれかから導管２０への気体の流れを当該の導管に接続されている弁 ３８の１つまたはそれ以上を開くことにより調節し得るようにすることである。

第２の目的は、導管２５．２６または２７からの気体の流れを、気体圧力が導管 ２０内の圧力にくらべて非常に高いという条件で、非常に高い周波数（実際には １００１−１２まで）の気体パルスを生ずるように迅速に始動・停止し得るよう にし、かつこれらの縮小形電磁弁の可動部分の質量が非常に小さいという事実に より流量または圧力を迅速に調節し得るようにすることである。第３の目的は、 個々の弁の機械的または電気的故障の結果として患者が有害な影響を受ける危険 をなくすことである。この第３の目的は、各縮小形電磁弁内の流路が狭いため、 制限された流れしか通過させ得す、もし弁が閉じているべき時に開位置にとどま っていたとしても、高い圧力への急速な上昇が患者内で生じ得ないという事実に よって達成される。圧力上昇に至るまでに肺ベンチレータ内に設けられている安 全装置が作動して、外気に通ずる通路を開き、かつ人工呼吸処置の担当者に警報 を与える。逆に、弁が開いているべき時に、並列に接続されている２つまたはそ れ以上の弁のうちの１つが閉位置にとどまっていたとしても、気体の供給が残り の弁を経て行なわれる。

弁３８は所望の時間間隔を通じて、所望の時点でまた所望の流量率で個々に導管 ２５．２６および２７からの気体の供給を可能にし、またこれらの気体の所望の 比率での混合を可能にする。

殺菌フィルタ３０を経て、導管２９は圧力ドランスデューサ４０に接続されてお り、この圧力ドランスデューサは圧力取入れ口２８で検出された圧力に比例する 電気的信号を導線４１上に与える。

圧力ドランスデューサはＳｉｅｍｅｎｓ　−Ｅ　Ｌ　ＥＭＡ社（５ｏｌｎａ、ス エーデン）製の６３９５６２８ＥＯ３７Ｅ形であってよい。

第１１図に示されている制御ユニット４２は装置２４に接続されている。第３図 に一層詳細に示されているこの制御ユニット内で、各縮小形電磁弁３８は個々の 切換スイッチ４３ａ〜４３ｔに接続を経て電磁弁の′コイルと第３図に示されて いる３つのプログラミらに、切換スイッチは符号Ｏを付されている零位置を有し 、零位置では弁は切り離される。

各プログラミング・ユニツ）４４Ａ〜４４ｃは始動信号および停止信号を選択す るのに用いられる装置４５および４６と位置Ｉ〜■を有する選択スイッチ４７と を含んでいる。位置Ｉでは、切換スイッチ４３の設定により当該のプログラミン グ・ユニットに接続されている弁３８が一群として接続を断たれ、他方位置■で は、これらの弁は装置４５および４６により選択された始動信号および停止信号 により定められる時点の間、連続的にアクティブ化される。位置■では、弁３８ はパルス発信器４８に接続され、始動時点と停止時点との間、パルス発信器４８ から／＜ルス状にアされ、始動時点と停止時点との間、パルス発信器４９からパ ルス状にアクティブ化される。

装、置４５および４６はプログラミング・ユニットと導線５１ａ〜５１ｅからパ ルスの形態で制御信号を送られる６つの導線５０８〜５０ｆのうち所望の１つと の接続を可能にする。導線５１ａは手動操作により信号ハルスを発生するための 装置５２に接続さ１＋ており、また導線５１ｂは信号ノクルスの発生（こ用し１ られ得るタト部装置、たとえば患者の心臓の脈動と同期した信号を発する信号発 信器に接続されている。他の導線５１Ｃ〜５１ｅは第１図（こ示されている肺ベ ンチレータ１０に接続されている。ここに一例とｔして用いられている肺ベン′ チレータ、Ｓｉｅｍｅｎｓ−ＥＬＥＭＡ社製の９００Ｂ形サーボベンチレータ、 の場合には、導線５１Ｃは吸気期の開始を表わす信号パルスを受け、導線５１ｄ は吸気期と呼気期との間の休止時間の開始を表わす信号パルスを受け、また導線 ５１ｅは呼気期の開始を表わす信号パルスを受ける。

導線５１８〜５１ｅ上の信号は種々の経路でプログラミング・ユニッ）４４Ａ、 ４４Ｂおよび４４Ｃに送られ得る。これらの信号が送られる経路を選択するため ６つの選択スイッチ５３８〜５３ｆが設けられている。これらの選択スイッチの 各々は５つの入力端を経て導線５１３〜５１ｅにそれぞれ接続されている。

選択スイッチ５３ａおよび５３ｂの各々は固有の遅延回路５４および５５にそれ ぞれ接続されており、両遅延回路はサーボベンチレータ１０から導線３１（第１ 図をも参照）を経てクロックパルスを受け、また導線５０ａおよび５０ｂにそれ ぞれ接続されている。導線３１上のクロックパルスは］呼吸すなわち１ｌｌｌＬ ｌｉｔ期、休止期および呼気期から成る１換気サイクルを１００等分の部分また は間隔に分割する。従って、アクチュエータ（サムホイール）は呼吸サイクルの ０〜９９％の遅延を設定するのに用いられ得る。

第３図には、１％の遅延が遅延回路５４で設定され、また７８％の遅延が遅延回 路５５で設定されている。

選択スイッチ５３Ｃおよび５３ｄは同様な仕方で遅延回路５６および５７にそれ ぞれ接続されている。導線５０Ｃに接続されている遅延回路５６は１０〜２００ ｍ５の遅延の設定を可能にし１また導線５０ｄに接続されている遅延回路５７は １００〜２０００ｍｓの遅延の設定を可能にする。第３図には、これらの遅延回 路がそれぞれ５Ｑｍｓおよび５ＱＯｍｓに設定されている。最後に、導線５１ａ 〜５１ｅと導線５０ｅまたは５０゛ｆとの間を選択スイッチ５３ｅおよび５３ｆ によりそれぞれ直接に接続することができる。

パルス発信器４８は１〜９９Ｈｚの所望の周波数を設定するのに用いられる設定 装置５８（サムホイール）（図面では５３Ｈｚに設定されている）とアクティブ に利用されるべき各周期の部分を設定するのに用いられる設定装置５９（サムホ イール）（図面では２５％に設定されている）とを含んでいる。パルス発信器４ ９は肺ベンチレータ１０（第１図参照）に延びる導線４３に接続されており、（ １００部分に分割された）サーボ弁内で設定された換気サイクルに等しい周期の 長さを設定するのに用いられる設定装置６０（サムホイール）と、アクティブに 用いられるべき予め設定された周期長さの部分の数を選択するのに用いられる設 定装置６１とを含んでいる。１００部分が存在するので、設定は百分率として表 わされ、第３図には例として設定装置６０は５％に、また設定装置６１は３％に 設定されているものとして図示されており、このことは、設定装置６０により選 択されている５部分のうち、設定装置６１により選択されている３部分のみがア クティブであることを意味する。

制御ユニット４２は、導線４１に接続されており被測定圧力を指示するのに用い られる測定計器６２と、最大許容圧力を選択するのに用いられる設定装置６３と を含んでいる。すべての小形電磁弁または予め設定された圧力が著しく超過され るのを阻止するために必要な個数の超小形電磁弁の接続を断つための手段（図示 せず）が設けられている。これは５ｍｓ以内の遅れで実行される。

前記制御ユニット４２は導管２０への気体の供給を、気体の組成に関して、また 気体パルスの周波数、呼吸サイクル中のパルス到達時点ならびにパルスの継続時 間および形状に関して、さらに流量率および（または）圧力に関して制御するこ とを可能にする。

また、前記制御ユニット４２は気体パルスの生起を肺ペンチレ−タ１０の機能と 協調させることを可能にする。導管２５．２６および２７の各々から導管２ｏに 与えられる気体の量を指示するための手段も設けられている。弁の両端における 圧力降下が導管２゜内の圧力にくらべて高いという事実がら各縮小形電磁弁の単 位時間あたり通過量（流量率）が知られているので、同時にアクティブ化される 複数個の弁について弁が開いている時間を積分することにより気体体積が決定さ れ得る。

肺胞への吸気気体の供給は肺臓内の血液と気体との交換のために不可欠である。

肺胞への新鮮気体の輸送は気道開口がら進行し、気道ツリーを通じてのコンベク ションにより完成される。ツリーは次々と分岐するので、合計断面積は増大し、 コンベクションに帰し得る輸送速度は急速に減少する。肺臓の周辺における前記 横断面積の急激で明白な増大は新鮮な吸気気体と古い肺胞気体との間の境界ゾー ンを含んでいる。肺臓内の最も外側の点では、吸気気体の輸送はほとんど専らこ の境界ゾーンを通じての拡散により行なわれる。

通常の人工呼吸器による処置の間、吸気された呼吸体積は、気体交換にあずかる 前回呼吸の間および気道および気管ダクトを満たす呼気の間に肺胞に最初に吸気 の間に戻される気体のために不完全に利用される。従って、肺臓内まで到達する 新鮮な吸気気体の部分は拡散により肺胞気体と不完全に混合されており、またこ れがさらに吸気気体体積の利用を制限する。

本発明による人工呼吸器は、２つの別々の供給経路を有することにより、また吸 気気体を種々の方法で供給することにより、吸気気体の利用の度合の実質的な増 大を可能にする。気体が呼気の間に導管２０を経て供給されるので、Ｙ形チュー ブ１１までの気管ダクトおよび気道は前回使用済の気体が残留しないように洗い 流すことができる。導管２ｏを経て行なわれるこの供給は所望のように制御され かつ脈動化され得るので、患者の気道の本質的部分も使用済気体が残留しないよ うに洗い流すことができる。呼気期の終りの間、肺胞気体の交換も行なわれ、そ れにより患者の全換気に寄与し得る。

導管２ｏを通じての気体の供給は、呼気の間に所期の圧力が気道内に保たれるよ うに、呼気の間にも調節され得る。この圧力は導管２９を経て圧力ドランスデュ ーサ４ｏにより適当に測定され得る。呼気の間の所期の圧力は、肺臓の機能を最 適化する適当な肺臓体積を保つためにも調節され得る。肺臓体積および肺臓の機 能は、本発明による人工呼吸器を使用する際には、下記のようにして測定するこ とができる。

拡散による吸気気体と肺胞気体との混合は、本発明によれば、脈動する流れが導 管２０を通じて与えられ、肺臓内の気体を振動させて強制的に拡散を生じさせる という事実により強化され得る。

呼気の間、気体パルスは気°道を最も良好に洗い流すように周波数、流量率およ び圧力に関して制御される。他方、吸気の間に生ずる気体パルスは最も良好に拡 散を生じさせ得るように制御される。

前記のように各呼吸中の気体が利用される度合を改善することにより、十分な気 体交換が小さい呼吸体積で、従ってまた低い圧力で、かつ人工呼吸処置に帰する 肺臓への悪影響も少なく、肺臓内で達成され得る。さらに、気管に大量のエネル ギーを与える高周波数の気体パルスのみを用いる肺臓換気の際に生ずる気道被膜 組織への前記の悪影響を避けることができる。

換気を正しく制御するためには、肺胞から得られる気体の分析を必要とする。本 発明による人工呼吸器では、各吸気の終了時に、導管２０を通じてのすべての気 体の流れが遮断され得るので、肺胞からの未混合気体が次回呼気の間に、レセプ タ１３に接続された分析計に到達する。

肺臓の部分が非常に高い呼吸周波数のみでの長時間換気の結果として衰弱し従っ てまた血液を不十分に酸化するという事実に伴う欠点は、本発明の人工呼吸器に よれば、肺臓が速い気体パルスと組み合わされた十分に遅い呼吸数にさらされ、 従って肺胞内の表面皮膜が、肺胞体積に対する表面張力に関しての時間依存性ヒ ステリシスのために、肺臓の安定かつ均等な膨張を保つために必要とされるエネ ルギーをｉ引するという事実により回避されている。

本発明による人工呼吸器の機能モードを気道内の圧力に迅速に適応させることは 、人工呼吸器の設計特性を組み合わせることにより達成され得る。圧力パルスお よび流れパルスの伝達時間は、小形の装置２４が患者の近くに配置され得るとい う事実により、短く保たれ得る。機能モードの変更に伴う遅延は、装置２４内の 機械的要素（縮小形電磁弁３８）の応動が非常に速いために、非常に小さい。こ れらの特性は、特に、人工呼吸器が人工呼吸器の支援により自発性の呼吸をする 患者の呼吸をフォローし得なければならないという事実から価値がある。

肺ベンチレータ１０を経て通常の仕方で麻酔気体を供給し得るだけでなく、本発 明による人工呼吸器は前記のように導管２０を通じて麻酔気体を供給することも できる。導管２０を通じての麻酔気体の流れは装置２４内の特定の個数の縮小形 電磁弁３８を開くことにより制御され得る。また、供給される麻酔気体の体積は 、麻酔気体が供給される時間を制御することによっても調節され得る。麻酔気体 が特定の時期たとえば吸気開始の直後にのみ供給されるという事実により、すべ ての麻酔気体が肺胞に到達するという顕著な利点が得られる。その結果として、 肺胞従ってまた血液に供給される麻酔気体の量が正確に制御され得る。他の利点 は、すべての麻酔気体が利用されることである。し七ブタ１３に接続された気体 分析計が麻酔気体の濃度を測定し得るので、肺胞気体内の麻酔気体の濃度は肺胞 気体の測定に関して先に説明した仕方で決定され得る。レセプタ１３は吸気の間 に麻酔気体が残留しないように洗い流されるので、分析計はその間にリセットさ れ得る。

従って、特別に装置および測定をリセットする必要はない。麻酔気体に関して以 上に述べたことは、麻酔以外の効果を有する気体たとえば薬剤的に活性の気体に 対してもあてはまる。

本発明による人工呼吸器は肺臓および循環器官の機能の詳細なスタディを可能に する。検査気体は呼吸サイクル中の特定の時間および体積に関してチャネル２０ を通じて正確に供給され得る。

レセプタ１３に接続されている分析計は検査気体に含まれている気体を分析する ために必要とされる。生理的液体に溶かされない所与の量の検査気体たとえば六 弗化硫黄ＳＦ６の希釈をスタディすることにより、肺胞気体の体積が決定され得 る。もし検査気体が一酸化炭繁ＣＯをも含んでいれば、肺臓の拡散キャパシティ がそれ自体は公知の原理に従って決定され得る。１つまたはそれ以上の可溶気体 が計算により示される点を越えて体内に残留する度合力（肺胞気体内の希釈に帰 さ、れ得ることをスタディすることＧこより、一般に心臓の微小な体積とほぼ同 一である肺臓毛細管を通じての血液の流れが決定され得る。また、肺臓内の液体 の量が決定され得る。種々の呼吸に対して吸気期の種々の部分の間に生ずるよう にされ得る検査気体のパルスを供給し、その後に続く呼気の間にサイクルを測定 することにより、吸気体積の種々の部分カミ肺臓の機能部分に達する仕方につい ての正確なスタディが可能とされる。

これらのデータから、気道および肺臓血液循環の機能に関する情報が得られる。

本発明に従って述べた人工呼吸器の説明については、人工呼吸器の上述の機能お よび利用によって得られる利点および可能性を保持しながら特許請求の精神内で 変形することができる。

ＩＧ　２

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）肺臓が換気され得るように人工呼吸気体を気道に与えかつ気道から受ける第 １の装置（１ｏ）と、第１の装置により生ずる人工呼吸気体の流れと無関係に弁 により調節されて気道に別の人工呼吸気体を与える第２の装置（２４）とを含ん でおり、第２の装置（２４）は加圧された気体を与えるのに用いられる少なくと も１つの導管（２５，２６，２７）と気体を脈動させるための手段（３８）とを 含んでおり、また第２の装置（２４）に対して気体脈動特性の少なくともいくつ かを決定するのに用いられ得る制御ユニッ）（４２）を含んでいる人間または動 物の気道への結合用の人工呼吸器において、前記気体脈動手段（３８）が前記導 管（２５，２６，２７）に並列に接続された複数個の弁を含んでいることを特徴 とする人間または動物の気道への結合用の人工呼吸器。 ２）前記第１の装置（１０）による人工呼吸気体の授受と協調して脈動気体の供 給を調節するため、前記制御ユニッ）（４２）が前記第１の装置（１０）に接続 されていることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の人工呼吸器。 ３）前記導管（２５，２６，２７）の各々が任意の個数の弁との接続が可能な複 数個の継手を備えた分配器（３２，３３，３４）のなかに開いていることを特徴 とする特許請求の範囲第１項または第２項記載の人工呼吸器。 ４）各分配器の各継手がその固有の弁に接続されていることを特徴とする特許請 求の範囲第３項記載の人工呼吸器。 ５）各弁内の流路が狭Ｃ・ことを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第４項 のいずれかに記載の人工呼吸器。 ６）前記第１の装置（１０）に結合される気管ダクトの開端またはその付近に圧 力ドランスデューサ（４０）が配置されており、この圧力ドランスデューサ（４ ０）が前記第１の装置（１ｏ）を制御するのに、かつ（または）制御ユニツ）（ ４２）を介して前記第２の装置（２４）を制御するのに用い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５項のいずれかに記載の人工呼吸器。 ７）気道に与えかつ気道から受ける人工呼吸気体の気体濃度を検出するトランス デユーサ（１３）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 ６項のいずれかに記載の人工呼吸器。 ８）前記濃度トランスデユーサ（１３）が前記第１の装置（１０）と前記第２の 装置（２４）から得られ弁により調節される前記別の気体の出口（２１）との間 で人工呼吸気体の通路に取付けられていることを特徴とする特許請求の範囲第７ 項記載の人工呼吸器。 ９）前記濃度トランスデユーサ（１３）が脈動気体供給のための前記手段（３８ ）を制御するようにアレンジされていることを特徴とする特許請求の範囲第７項 または第８項記載の人工呼吸器。 １０）前記濃度トランスデユーサ（１３）が前記第１の装置を制御するようにア レンジされていることを特徴とする特許請求の範囲第７項または第８項記載の人 工呼吸器。 １１）前記第２の装置（２４）が弁により調節される前記別の気体に対する加湿 器（２２）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１０項 のいずれかに記載の人工呼吸器。 １２）前記別の気体に薬剤的に活性の物質を与える手段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１１項のいずれかに記載の人工呼吸器。