JPS628185B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 この発明は、呼吸気体源と、吸息ラインを患者
の気道へ接続させかつそれを介して患者が前記呼
吸気体源から自然に呼吸することができる手段を
有する吸息ラインと、前記呼吸気体源から前記吸
息ラインを介して患者へ、確定できる呼吸容量の
強制的な呼吸を与えるように駆動されることがで
きる通気装置と、患者の気道へ連結されかつそれ
を介して患者が呼息することができる呼息ライン
とを含む種類の肺通気装置を制御するための装置
に関するものである。

肺通気装置によつて患者を治療する最も普通の
方法は、いわゆるCMV方法、すなわち、制御さ
れる機構的通気（controlled mechanical
ventilation）である。この方法では、患者は、肺
通気装置によつて人工呼吸を受け、患者に与えら
れる強制的な呼吸は、肺通気装置において予め設
定される任意の回数行なわれ、呼吸の各々は、与
えられた気体容量、いわゆる呼吸容量を含み、こ
れもまた通気装置において予め設定される。この
ように、患者は、通気装置によつて毎分の呼吸気
体の決定された容量、いわゆる分容量（minutes
volume）を与えられる。この分容量は、１分あ
たりの強制呼吸の回数と呼吸容量との積である。
この治療方法においては、患者は自然に呼吸する
ことができず、かつ、肺通気装置によつて決定さ
れる通気を完全に受動的に受けるようにされる。

最近、多くの観点において、患者が肺通気装置
の呼吸気体源から自然に呼吸することができるよ
うにし、かつ、通気装置によつて与えられる強制
的呼吸が患者の満足できる通気を得るのに必要と
される範囲において、そのような強制的呼吸でそ
のような自然呼吸を支持することができるのが有
利である、という見方が普及してきている。この
方法では、特に、患者の循環器系についての治療
時間および負荷を減少させることができる。この
種類の最も進んだ治療方法は、いわゆる、SIMV
治療方法、すなわち、同期された間欠的強制通気
（synchronized intermittent mandatory
ventilation）である。この方法では、原理的に
は、肺通気装置は、肺通気装置によつて決定され
る呼吸容量を有し、かつ通気装置によつて決定さ
れる、患者が前記強制的呼吸の間に自然に呼吸す
ることができるほど少ない回数で、患者の強制呼
吸を強いることになる。自然に呼吸する患者自身
の能力を評価することによつて、かつ、これに関
して患者へ与えられる強制的呼吸の回数を適合さ
せることによつて、患者は所望の総通気を得るこ
とが保証される。しかしながら、この治療方法の
１つの欠点は、呼吸回数が非常に不規則となり、
かつ呼吸の大きさも不均衡となることである。さ
らに、患者は、突然、自然に呼吸するのをやめ、
または予想していたよりもはるかに少ない範囲で
しか、自然に呼吸しないような場合のような、患
者の何らかの急激な衰弱によつて、患者の危険な
サブ通気（sub―ventilation）を生じる。他方、
もしも患者が十分に満足できる通気を得るのに十
分な範囲で自然に呼吸することができるくらいに
患者が早く良くなれば、患者はこれにもかかわら
ず、肺通気装置によつて強制的な呼吸を受けさせ
られることになる。これは患者の十分に満足でき
る通常の呼吸を妨げ、患者を不快にさせ、いらい
らさせることになる。これらの不所望の状況や、
サブ通気に関して危険な状況を回避するために、
絶えず患者を監視する必要がある。このような監
視は現実的な治療状況においては容易に可能では
ない。

SIMV治療方法の欠点を除去する目的で、1977
年にMMV（Mandatory Minute Volume”）とし
て示される治療方法が導入され、これについて
は、「Anaesthesia、1977、Vol.32、pages 163―
169、“Mandatory Minute Volume.A new
Concept in Weaning from Mechanical
Ventilation、A.M.Hewlett、A.S.Platt and V.G.
Terry」に説明されている。この治療方法では、
肺通気装置は、患者の全通気、すなわち毎分あた
りの患者へ供給される気体の容量、すなわち分容
量を決定する。患者がこの分容量を自然に呼吸す
ることができれば、患者は肺通気装置による強制
的な呼吸を受けることはない。他方、患者の自然
な呼吸が、与えられた分容量以下まで下降すれ
ば、患者が予め定められた分容量のすべてを得る
ように前記肺通気装置が通気装置によつて決定さ
れる呼吸容量の強制的呼吸を患者へ与える。この
ようなMMV治療方法が行なわれる公知の装置
は、通気装置および膨張可能な容器を備え、この
容器に対して、呼吸気体が、患者の所望の前記通
気に対応する量、すなわち分容量で連続的に供給
され、かつこの容器から、患者が自然に呼吸する
ことができる。もしも患者が自然に供給される気
体の量の全体を呼吸することができなければ、膨
張可能な容器は、最終的には、その最大容積まで
満されることになり、その後で、患者が自然に吸
息することができない余分な呼吸気体は、通気ユ
ニツトへ通されそこへ集められる。このようにし
て、強制的呼吸のために予め定められた呼吸容量
に対応する気体の容量が通気ユニツトに集められ
るとき、前記呼吸容量の強制呼吸は、通気ユニツ
トによつて患者へ供給される。このように、患者
は、常に、膨張可能な容器から自然に呼吸するこ
とによつて、または通気ユニツトからの強制的な
呼吸で、呼吸気体の予め定められる分容量が供給
される。

しかしながら、MMV方法の公知の実用的な実
現は、実用的かつ原理的欠点により妨げられる。
このように、自然に呼吸するときに患者は予め設
定された分容量よりも多い気体を吸息することが
できない。なぜならば容器に含まれる気体のすべ
てはそれによつて消費されるからである。これは
深刻な欠点である。なぜならば、通常、全通気レ
ベルは、「通常」の通気のレベルよりもわずかに
下のレベルへプリセツトされているので、患者は
このようにして自然に呼吸しようと試みるように
刺激されるからである。したがつて、患者は、設
定された通気レベル、すなわち設定された分容量
に達することができ、かつそうする間に患者は、
時によつては、このレベルを越えることが予想さ
れる。膨張可能な容器の容積容量は、この点で、
自然な呼吸によつて設定された分容量よりも大き
な分容量を、患者が得ることができるのかどう
か、またはいかに長く得ることができるのか、を
決定する。容器の容積容量が小さければ、それは
すぐに空つぽになり、かつ前述した時間期間は非
常に短い。もしも大きな容積容量の容器が用いら
れれば、患者は容器が空つぽにされるまでの幾分
長い時間期間にわたり設定された分容量に対応す
るものよりも大きな量の気体を自然に吸うことが
できる。しかしながら、容器が完全に空つぽにな
つた後、患者が、突然、自然に呼吸するのをやめ
れば、応じて、その最大容量まで容器を満して強
制的な呼吸が患者へ与えられることができるよう
に通気ユニツトへ充分な気体を通すために、より
長い時間が必要とされる。したがつて、これらの
条件下では、患者は第１の強制的な呼吸を比較的
長い時間待たなければならず、これは深刻な問題
を生じ得る。

MMV治療のための公知の肺通気装置の構成
は、また、より基本的な２つの欠点を有する。こ
れらの欠点のうちの１つは、患者の保証された通
気が常に膨張可能な容器へ供給される呼吸気体の
予め設定された分容量と同じであるということで
ある。したがつて、たとえば肺胞通気のような、
患者の生理学的パラメータは、患者へ供給される
呼吸気体の分容量を自動的に設定しまたは変化さ
せるためには用いられることができない。他の欠
点は、MMV治療方法に対して時々提起される問
題に関連するものである。すなわち、患者が激し
く動悸している場合、すなわち、繰返し呼吸回数
が非常に多く、しかも１回１回の呼吸が非常に浅
い（すなわち１回の呼吸の量が極めて少ない）呼
吸を行なつていれば、患者は十分な量の呼吸気体
を受けているように思われるかもしれない。しか
しながら、１回１回の呼吸は非常に少量であるの
で、呼吸気体は実際には肺まで達せず、単に患者
の気管内で入つたり出たりしているにすぎず、そ
のため患者の有効な通気は実際には達成されな
い。これらの問題は、MMV治療のための公知の
肺通気構成では除去されることができない。

発明の目的 したがつて、この発明の主たる目的は、前述し
た欠点に妨げられない、MMV治療方法を行なう
ための肺通気装置を制御するための新規な装置を
提供することである。

発明の概要 この目的とともに、この発明は呼吸気体源と、
患者の気道へ前記呼吸気体源を連結させかつそれ
らを介して患者が前記呼吸気体源から自然に呼吸
することができる手段を有する吸息ラインと、前
記呼吸気体源から確定し得る呼吸容量の強制呼吸
を与えるように駆動されることができる通気ユニ
ツトと、患者の気道へ連結されることができかつ
それを介して患者が呼息することができる呼息ラ
インとを備えた肺通気装置を制御するための装置
を提供するものであり、その装置は、吸息ライン
または呼息ラインを流れる呼吸気体の流量を連続
的に検知して前記流量の瞬間的な値を表わす信号
を発生させる流量計と、基準信号と前記流量信号
との間の差の連続的な積分を表わす信号を発生さ
せるように構成される手段と、積分された差信号
の値を第１の限界値と比較しかつ前記比較に基づ
き通気ユニツトのための前記制御信号を発生させ
るように構成される手段とを含むことを特徴とす
る。

この発明は実際の通気装置の任意の特定的な構
造の設計に限られるものではなく、患者の自発的
な呼吸を可能にする、かつ電気的な制御信号に応
答して駆動されて所望の呼吸容量の強制的呼吸を
患者へ与えることができる電気的に制御可能な通
気装置を含む肺通気装置の任意の形式のものにも
適用されることができ、かつその場合、患者が受
けている呼吸気体の流量の大きさを連続的に測定
することができるものである。

この発明について、添付図面を参照して以下に
より詳細に説明する。

好ましい実施例の説明 第１図に非常に概略的に図解される肺通気装置
は、従来通り、適当な呼吸気体源１を含み、この
呼吸気体源１は自発的呼吸ユニツト２および通気
ユニツト３を介して吸息ライン４へ接続される。
吸息ライン４は患者ホース５へ接続され、このホ
ース５は患者の気道へ接続されることができる。
吸息ライン４は、適当な吸息弁６を含み、この弁
６によつて、気体は患者方向へ一方方向にのみラ
イン４を介して流れることができる。また、患者
ホース５には呼息ライン７が接続される。この呼
息ライン７は患者から離れる方向にライン７を介
して気体が流れることができるようにする、適当
な呼息弁８を含む。呼息弁８は、患者が呼吸をし
て出したときに弁８が開かれることができるよう
にするだけの態様で適当に制御される。吸息ライ
ン４は、適当な設計の、たとえば、収縮型の流量
計９と、収縮による圧力の降下を測定するための
手段とを含み、これは、吸息ライン４を流れる気
体の流量の瞬間的な値を表わす電気的な出力信号
を発生させ、その目的は以下により詳細に説明す
る。

自発呼吸ユニツト２および通気ユニツト３は、
任意の公知の適当な設計のものでもよく、それは
患者が、与えられた所望の条件、たとえば与えら
れた圧力の下で自発呼吸ユニツト２を介して自発
的に呼吸をすることによつて、呼吸気体源１から
呼吸気体を得ることができるようなものであり、
かつそのため通気ユニツト３は電気制御信号によ
つて駆動されて患者に対して所望の気体容量すな
わち呼吸容量の強制呼吸を、所望の態様で、たと
えば、強制呼吸の間に気体流量および／または気
体圧力の時間関数に関して、与えることができ
る。自発的な呼吸ユニツト２および通気ユニツト
３は肺通気装置における１個のユニツトに通常組
込まれる。この発明とともに用いられることがで
きる肺通気装置は、たとえば、スウエーデン特許
出願7905509−１（スウエーデン特許番号418、
456号：日本特許出願、特願昭55−84161；特開昭
56−5667号）に説明されている。この肺通気装置
は肺通気装置へ接続された患者がたとえば所望の
調整可能な連続的な正の気道圧力、すなわち
CPAPで自発的に呼吸することができるようにす
るものであり、かつまた所望の、可変な呼吸容量
および強制呼吸の間の所望の設定可能な流量およ
び／または圧力の時間関数で患者へ強制呼吸を与
えるように駆動されることができる。前述した特
許出願に説明される肺通気装置において、呼息弁
８は所望の調整可能な正の端部呼吸圧力
（positive end expiratory pressure）すなわ
ち、PEEPに対して患者が呼息するような態様で
制御されることができる。しかしながら、他の肺
通気装置の設計は、それらが前述した条件を満せ
ば、この発明とともに用いられることができる。
この発明を適用するとき、呼吸気体源１は、患者
が要求するように予想され得る単位時間あたりの
気体の最大量に少なくとも対応する気体量を与え
ることができる構成のものが適している。

MMV治療方法を行なう目的のために、この発
明による肺通気装置には、吸息ライン４における
流量計９および制御ユニツト１０が設けられ、制
御ユニツト１０は、流量計９から得られる測定信
号を受ける。この測定信号は吸息ライン４を流れ
る呼吸気体の流量の瞬間的な値に対応する。この
測定信号は強制呼吸を患者へ与えるために電気的
な制御信号によつて通気ユニツト３を駆動する。

第２図は制御ユニツト１０の主たる構成を示
す。制御ユニツト１０は、流量計９からの流量信
号Vfを受けかつまた基準信号、すなわち、設定
値信号Vrを受け、この設定値信号は流量信号Vf
と同じ符号を有するものと想定し、かつ簡略化の
目的のため、最初は一定であるものと想定できる
が、その値は調整可能でもある。基準信号Vrお
よび流量信号Vfは、各々、積分回路１３および
１６へそれぞれ供給され、積分回路は連続的に入
力信号を積分する。積分された基準信号∫Vrが
減算回路１１の一方入力へ与えられ、その他方入
力に対しては、制限回路またはしきい値回路１２
を介して積分された流量信号∫Vfが与えられ、
その機能および目的は以下に詳細に説明する。積
分された信号∫Vfは、回路１１において、積分
された基準信号∫Vrから減算され、かつしたが
つて制限回路１２が作動するようにならないと考
えれば、またはシステムに含まれていなければ、
信号∫（Vr−Vf）が回路１１の出力に発生され
る。理解されるように、制限回路１２が省略され
れば、減算回路１１ならびに積分回路１３および
１６が、１個の減算積分回路で置換えられること
ができ、または２個の信号VrおよびVfが、代わ
つて、まず互いに減算され、その後で差信号が連
続的に積分される。しかしながら、すべての場合
において、結果的に生じる出力信号∫（Vr−
Vf）は同じである。すなわち、結果的には、基
準信号Vrと流速信号Vfとの差の全積分（∫（Vr
−Vf））を計算しているのである。この信号は、
制限回路１４へ与えられる。この回路１４は、信
号が予め定められた下限値Ｇ２以下に降下するの
を防止し、この限界値は適当に調整できる。制限
回路１４からの出力信号は、制限回路１４が動作
状態になつていない場合、信号∫（Vr−Vf）と
同一であり、その出力信号は比較回路１５の一方
入力へ与えられ、他方、好ましくは調整可能な上
限値信号Ｇ１が比較回路１５の他方入力へ与えら
れ、この上限値信号Ｇ１は前述した限界値Ｇ２よ
りも高い。

制御ユニツト１０の機能を説明する目的のた
め、まず、簡略化の目的で制限回路１２は省略さ
れかつ制限回路１４もまた省略されるか、もしく
は動作に必要でないものと想定する。さらに、比
較回路１５は、その２個の入力信号∫（Vr−
Vf）およびＧ１が一致するときに通気ユニツト
３へ出力信号を与えるように構成されるものと想
定する。基準信号Vrは、患者が少なくとも受け
るべき分容量に等しい呼吸気体の流量に対応する
値に設定されるものと想定する。最後に、流量信
号Vfの値は何の気体も吸息ライン４を流れない
ときは０であるものとする。

前述した想定のもとで、肺通気装置は患者が全
く自発的に呼吸しないときは、第３図の曲線で示
すように作動する。この場合、流量信号Vfは、
患者が何ら呼吸しようとしないので、呼吸処置を
開始するときは０である。したがつて、積分され
た信号∫（Vr−Vf）は∫Vrに等しく、かつ第３
図に示すように最初は直線的に上昇する。この積
分された信号の値が第３図の時間点ｔ１で限界値
Ｇ１に達すると、比較回路１５は信号を通気ユニ
ツト３へ送り、通気ユニツト３は、この信号の影
響下で、駆動されて患者へ予め定められた容量、
すなわち呼吸容量の強制呼吸を与える。このよう
に、この強制呼吸の間に積分された信号∫（Vr
−Vf）が再び第３図の時間点ｔ２に示されるよ
うなレベルＧ３まで降下する。このように、Ｇ１
およびＧ３間のレベル差は（Vr−Vf）のｔ１か
らｔ２までの積分に対応し、すなわち、それはこ
の場合、基準信号Vrの０からｔ１までの積分と
同じことである。このように、強制的呼吸は時間
点ｔ１およびｔ２の間に患者へ与えられる。その
後で、患者は呼息ライン７を介して吐き出し、か
つ積分された信号∫（Vr−Vf）が再び直線的に
上昇して第３図の時間点ｔ３で限界値Ｇ１へ再び
達する。患者は、したがつて、時間点ｔ２および
ｔ３間で呼息する。時間点ｔ３で、比較回路１５
は再び出力信号を通気ユニツト３へ送り、通気ユ
ニツト３はこの信号の影響で再び強制呼吸を前述
した態様で患者へ与える。患者が自発的に呼吸し
ようとしなければ、これが周期的に繰返される。
このように、患者の処置は、基準信号Vrの予め
設定された値に対応する分容量および予め設定さ
れた呼吸容量で制御される機構的通気に対応す
る。呼吸の繰返し数は自動的に分容量Vrおよび
予め設定された呼吸容量の比に等しくなる。

しかしながら、もしも患者が自発的に呼吸する
ことができれば、肺通気装置は第４図に示す曲線
の例によつて示される態様で作動する。この場
合、積分された信号∫（Vr−Vf）は第４図に示
されるように患者の自発的な呼吸と歩調を合わせ
て変化し、すなわち、信号の値は、Vf＝０のと
き患者によつて自発的に呼息される気体の量に基
づいて患者の自発的吸息の間降下し患者の自発的
呼息の間に上昇する。患者の自発的な呼吸が平均
的に基準信号Vrの予め設定した値に対応する分
容量に達すれば、積分された信号∫（Vr−Vf）
は第４図のｔ１で示されるように次第に上昇して
限界値Ｇ１に達する。これが生じると、比較回路
１５は、前述したと同じ態様で、信号を通気ユニ
ツト３へ送り、この通気ユニツト３は、この信号
の影響下で、前記予め設定した呼吸容量の強制呼
吸を患者へ与え、それによつて積分された信号∫
（Vr−Vf）の値が第４図に示されるようにレベル
Ｇ３まで降下する。患者は次いで彼が可能な程度
まで、自発的に呼吸をし続けることができる。も
しも患者がなおも平均的に基準値Vrに対応する
気体よりも少ない気体を吸息すれば、積分された
信号は再び徐々に限界値Ｇ１まで上昇し、そのと
きさらに強制的呼吸が患者へ与えられる。このよ
うに、少なくとも予め設定した基準値Vrに対応
する自発的呼吸および強制的呼吸によつて患者は
総通気を達成することが保証される。

前述したように、呼吸気体源１は患者が自発的
に呼吸するときに患者へ供給することができるよ
うに適当に構成され、その気体の量は、Ｖｒ〓の予
め設定した値に対応する分容量を越すものであ
り、かつ少なくとも患者が多分要求し得る気体の
最大量に等しい。

自発的な呼吸の間に、患者はそれゆえに、基準
値Vrに対応する気体よりも多に量の気体を呼吸
することができる。これらの条件の下に、積分し
た信号∫（Vr−Vf）は、第４図の右に示される
ように値Ｇ３よりも下のレベルまで降下し、かつ
前記態様で患者が自発的に呼吸する限り降下し続
ける。このように、積分された信号は非常に低い
値まで降下することができ、かつ患者がその後続
いて或る理由でまたは他の理由で、突然自発的に
呼吸するのをやめれば、積分された信号は限界値
Ｇ１に達し、かつ強制的呼吸が患者へ与えられる
までに非常に長い時間かかる。しかしながら、こ
の発明によれば、この欠点は、信号∫（Vr−
Vf）を制限回路１４を介して通すことによつて
除去されることができ、この制限回路１４は積分
された信号を制限しかつそれが第４図に示される
ように、信号値Ｇ２以下に降下するのを防止する
ように設計される。制限値Ｇ２は値Ｇ３よりも下
になるように選ばれなければならない。時間点ｔ
２に生じるように第４図に示される、患者による
非常に大きな自発的呼吸の結果として、積分され
た信号が下限値Ｇ２に達するとき、積分された信
号は、患者による前記非常に大きな自発的呼吸が
止まり、かつ信号差（Vr−Vf）が再び正とな
り、そのため積分された信号∫（Vr−Vf）が再
び上昇し始め（それは、たとえば第４図において
時間点ｔ３に生じる）るまで、積分された信号は
値Ｇ２へ制限され、かつその間にクランプされ
る。

このように、たとえ患者がそのような非常に大
きな自発的な呼吸をしている期間の後、突然自発
的に呼吸するのをやめても、患者に対して何ら危
険を及ぼすことなく、この発明は患者が予め設定
した分容量Vrに対応するものよりもはるかに大
きく自発的に呼吸することができるようにしてい
る。

患者の激しい動悸の問題、すなわち、MMV治
療のための従来の肺通気装置の構成において妨げ
られる前述した、浅くて速い呼吸の問題は、しき
い値または制限回路１２の助けでこの発明に従つ
て除去されることができる。回路１２は、そのよ
うに設計されているので、各吸息の気体容量に対
応する、患者による各吸息（自発的でも強制的で
も）で生じる積分された流量信号∫Vfの値にお
ける増分された上昇の中で、回路１２は与えられ
た最小値、すなわち、各吸息とともに呼吸気体の
与えられた最小容量、を越える値を有するこれら
の増分的な上昇のみを通過させるにすぎない。こ
のように、制御ユニツト１０は、患者が激しい動
悸をするときに生じかつ患者の通気について何ら
実際上の効果を有しない小さな容量のこれらの吸
息に注意しない。このように、患者はたとえ激し
い動悸をしていても、満足できる通気が保証され
る。

この発明の前述した実施例において、制御ユニ
ツト１０は通気ユニツト３によつて患者へ与えら
れる強制的な呼吸の回数を制御し、他方、前記強
制的な呼吸ごとの呼吸容量が決定されかつ通気ユ
ニツト３に存在する。しかしながら、通気ユニツ
ト３が予め設定されかつ予め定められた回数で患
者に対して強制呼吸を与えるように強制され、他
方、そのような制御ユニツト１０によつて、通気
ユニツト３が限界値Ｇ１と、そのような強制呼吸
が与えられている時点での積分された信号∫
（Vr−Vf）との間の差の大きさに基づいて、これ
らの強制呼吸の呼吸容量を適合させるようなこの
発明の他の実施例を用いることも考えられる。こ
のように、比較回路１５はこの差を検出しかつ対
応する制御信号を通気ユニツト３へ送る。このよ
うに、この場合制御ユニツト１０は強制呼吸の呼
吸容量を制御し、他方前記呼吸の回数は予め設定
される。

前述の説明において、基準信号Vrは、患者が
少なくとも受けるべき呼吸気体の分容量に対応す
る値にプリセツトされる。しかしながら、患者の
所望の肺泡通気のような他の生理学的なパラメー
タに従つて、この基準信号Vrを調整または変化
させることもできる。

この発明の前述した実施例において、吸息ライ
ン４を介して流れる気体の流量は流量計９によつ
て測定される。しかしながら、全体的に見れば、
呼息ライン７を流れる気体の流量は吸息ライン４
を介して流れる気体の流量に等しいので、呼息ラ
イン７を介して流れる気体の流量を測定するため
に呼息ライン７に流量計９を組込むこともこの発
明によれば可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明に従つて構成された肺通気装
置の簡略化したブロツク図を例によつて示す。第
２図は第１図による肺通気装置に組入れられるこ
の発明による制御ユニツトのより詳細なブロツク
図である。第３図は患者が自発的に呼吸しないと
きに肺通気装置が作動するモードを示す曲線であ
る。第４図は患者が自発的に呼吸するときに肺通
気装置が作動するモードを図解する対応の曲線で
ある。 図において、１は呼吸気体源、２は自発呼吸ユ
ニツト、３は通気ユニツト、４は吸息ライン、５
は患者のホース、６は吸息弁、７は呼息ライン、
８は呼息弁、９は流量計、１０は制御ユニツト、
１１は減算回路、１３および１６は積分回路、１
４は制限回路、１５は比較回路を示す。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 患者の通気のために必要とされる最大容量に
   少なくとも等しい、単位時間あたりの呼吸気体容
   量を与えることができる手段を有する呼吸気体源
   １と、吸息ライン４を患者の気道へ接続しかつそ
   れを介して患者が前記呼吸気体源１から自然に呼
   吸することができる手段を有する前記吸息ライン
   ４と、前記呼吸気体源１に接続されかつ、前記呼
   吸気体源１から決定できる呼吸容量の強制呼吸を
   前記吸息ライン４を介して患者へ与えるように駆
   動信号により駆動可能な通気ユニツト３と、呼息
   ライン７を前記患者の気道へ接続しかつそれを介
   して患者が呼息することができる手段を有する前
   記呼息ライン７とを含む肺通気装置の動作を制御
   するための装置であつて、 前記吸息ライン４または前記呼息ライン７を介
   しての呼吸気体の流速を連続的に検知しかつ前記
   流速の瞬間値に比例する信号Vfを発生するた
   めの流量計９と、 患者が受ける呼吸気体の、単位時間あたりの最
   小容量、いわゆる分容量に関連する基準信号Vr
   を発生するための手段とを備え、単位時間あたり
   の前記最小容量は呼吸気体源１が与えることがで
   きる容量よりも小さく、 患者の通気の全吸息および呼息サイクルの間
   に、前記基準信号Vrと前記流速信号Vfとの間の
   差の全積分（∫（Vr−Vf））を連続的に計算しか
   つこの積分に比例する信号を発生するための手段
   １１，１３，１６と、 第１のしきい値信号Ｇ１を与えるための手段
   と、 前記積分（∫（Vr−Vf））に比例する前記信号
   の値および前記第１のしきい値信号Ｇ１を比較し
   かつ、前記積分（∫（Vr−Vf））に比例する前記
   信号の値が前記第１のしきい値信号Ｇ１の値に達
   するごとに、強制呼吸を患者へ与えるため前記通
   気ユニツト３を駆動するための駆動信号を発生す
   る手段１５とをさらに備えた、制御装置。 ２ 前記積分（∫（Vr−Vf））を計算するための
   前記手段は、前記基準信号Vrの全積分を連続的
   に決定するための手段１６と、前記流速信号Vf
   の全積分を連続的に決定するための手段１３と、
   前記流速信号の全積分を制限して、与えられた最
   小値以下に降下する積分における任意の増分的な
   増大を除去するための手段１２と、前記流速信号
   Vfの前記制限された積分を前記基準信号Vrの前
   記積分から減算するための手段１１とを備えた、
   特許請求の範囲第１項に記載の装置。 ３ 前記第１のしきい値信号Ｇ１よりも低いかつ
   また強制呼吸が終わるときに前記積分（∫（Vr
   −Vf））に比例する前記信号の値よりも低い値を
   有する第２のしきい値信号Ｇ２を与えるための手
   段と、前記第２のしきい値信号Ｇ２の値以下に降
   下しないように前記積分（∫（Vr−Vf））に比例
   する前記信号の値を制限するための制限回路１４
   とを備えた、特許請求の範囲第１項または第２項
   に記載の装置。 ４ 患者の通気に必要とされる最大容量に少なく
   とも等しい、単位時間あたりの呼吸気体容量を与
   えることができる手段を有する呼吸気体源と１、
   吸息ライン４を患者の気道へ接続しかつそれを介
   して患者が前記呼吸気体源１から自然に呼吸する
   ことができる手段を有する前記吸息ライン４と、
   前記呼吸気体源１へ接続され、通気ユニツト３へ
   供給される制御信号の大きさによつて決定される
   可変呼吸容量の予め定められた回数の強制呼吸で
   前記吸息ライン４を介して患者へ与えるための通
   気ユニツト３と、患者の気道へ呼息ライン７を接
   続しかつそれを介して患者が呼息することができ
   る手段を有する前記呼息ライン７とを備えた肺通
   気装置の動作を制御するための装置であつて、 吸息ライン４または呼息ライン７を介して呼吸
   気体の流速を連続的に検知しかつこの流速Vfの
   瞬間値に比例する信号を発生するための流量計９
   と、 患者が受ける呼吸気体の、単位時間あたりの最
   小容量、いわゆる分容量、に関連する基準信号Ｖ
   を発生するための手段とを備え、前記単位時間あ
   たりの最小容量は、呼吸気体源１が与えることが
   できる容量よりも小さく、 患者の通気の全吸息および呼息サイクルの間、
   前記基準信号Vrと前記流速信号Vfとの間の差の
   全積分を連続的に計算しかつこの積分（∫（Vr
   −Vf））に比例する信号を発生するための手段１
   １，１３，１６と、 患者の通気の開始から患者により受けられる呼
   吸気体の容量の最大に受け入れ可能な欠乏に対応
   する値を有するしきい値信号Ｇ１を発生するため
   の手段と、 前記積分（∫（Vr−Vf））に比例する前記信号
   を前記しきい値信号Ｇ１と比較しかつ制御信号を
   前記通気ユニツト３へ発生して、前記積分に比例
   する前記信号の値と、前記しきい値信号の値との
   間の各強制呼吸のときに現われる差に依存して各
   強制呼吸の呼吸容量を決定するための手段１５と
   を備えた、制御装置。