(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者への酸素を含んだ吸気を供給する吸気導入部と、吸気に前記患者の呼吸周期よりも高い周期の振動空気圧を付勢する振動空気圧付勢部と、前記振動空気圧が付勢された吸気を前記患者へ案内する患者側経路と、前記患者から出された二酸化炭素を含んだ呼気を大気中に排出する排出経路とを備える高頻度人工呼吸器において、
前記患者側経路の患者側端部に、前記患者の口元から気管の第一分枝近くまで挿入する気管内挿入管を装備し、
前記患者側経路から前記排出経路のいずれかの途中部位から分岐した検出用分岐管と、この検出用分岐管を介して前記いずれかの経路と連通した圧力検出容器と、この圧力検出容器の内部圧力を検出する対応圧力検出センサとを有し、
前記検出用分岐管の内径及び長さ並びに前記圧力検出容器の容積を、高頻度人工呼吸時の前記気管内挿入管の挿入側先端部圧力と前記圧力検出容器の内部圧力とが一次関数の関係を生ぜしめる値に設定し、
前記一次関数の関係を記憶すると共に前記対応圧力検出センサからの検出圧力に基づいて前記気管内挿入管の挿入側先端部の圧力を算出する機能を備えたコントローラを備えることを特徴とする高頻度人工呼吸器。
【請求項２】
前記コントローラは、前記一次関数を記憶する記憶部と、この一次関数を参照し前記気管内挿入管の挿入側先端部圧力の圧力を算出する肺内圧力算出部とを備えることを特徴とする請求項１記載の高頻度人工呼吸器。
【請求項３】
前記一次関数を外部から前記記憶部に入力する操作盤を，前記コントローラに併設したことを特徴とする請求項１又は２記載の高頻度人工呼吸器。
【請求項４】
前記コントローラが算出した気管内挿入管の挿入側先端部圧力の圧力を外部に表示する表示部を，前記コントローラに併設したことを特徴とする請求項１，２又は３記載の高頻度人工呼吸器。
【請求項５】
前記コントローラが、前記算出した気管内挿入管の挿入側先端部圧力の圧力に基づいて前記患者の肺に対する換気量を算出する換気量算出部を備えることを特徴とする請求項１，２，３又は４記載の高頻度人工呼吸器。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、高頻度人工呼吸器に係り、特に、患者の肺内圧力を観測しつつ酸素供給を行い得る高頻度人工呼吸器に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の高頻度人工呼吸器２００は、図１８に示すように、酸素供給源２０１から三方分岐管２０２を介して患者Ｘ側と排気側とに分岐する流体回路系を流れる高濃度酸素を含んだ吸気（通常の流量10〜30[l/min]，最大60[l/min]）に対して高頻度（3〜15[Hz]程度）の振動空気圧を振動空気圧付勢部２０３によって付勢して患者Ｘの肺内に酸素供給を行う。このとき、患者Ｘの肺へかかる平均圧力は、呼気の排出口に設けられた呼気弁２０４のゴム弁の閉放面積でコントロールし、通常の平均圧力は、5〜15[cmH2O]を保つように設定する。
【０００３】
高頻度人工呼吸器２００の酸素供給原理を説明する。まず、患者に供給される吸気に高頻度振動空気圧が付勢されると、当該吸気の圧力振幅により、患者の肺中の二酸化炭素を含んだ吸気（以下、呼気とする）に対して小容量の換気（対流的なガス交換）が起ると共に、吸気の振動による拡散運動の効果で、肺内に吸気が侵入すると共に肺内の呼気が肺の外（患者口元）まで導き出される。後続の吸気は、上述の換気を行うと共に肺から導き出された呼気を排気口側に送り出す作用をも有している。これにより、患者の肺内を常に一定の酸素濃度に維持することを可能としている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
高頻度人工呼吸器では、患者の肺に対し、吸気と排気の双方向について3〜15[Hz]の早い周期で切り替わるガス換気が行なわれるため、このような速い速度で方向性が切り替わるガスの流れ（またはボリューム）を通常の流量センサで測ることは困難であった。従って、患者の肺内の換気量を検出することは困難であった。
【０００５】
例えば、応答性の良い流量センサとして熱線式のセンサが挙げられる。この熱線式のセンサの流量検出原理は、通電によりヒートされた熱線が当該熱線を通過する気体流量に比例して冷却されることに着目し、熱線温度をある一定に保つ電流量と気体流量とは比例関係ができるので、かかる電流値から流量の検出を行う、というものである。
【０００６】
しかしこの方式は、気体の流れの方向に関係なく、通過した気体流量が多ければ熱線は冷却されてしまうため、通過する気体の総量は計測できるが、気体がどちらの方向に流れているかは計測できない。そのため熱線式のセンサは、吸気・呼気の双方向への気体の流れに対し、センサ位置における瞬間的な分時流量（単位時間当たりの流量）の大きさは計測できても、実際に肺に対してどのくらいの量の吸気が流入してるか或いはどのくらいの量の呼気が排出されているかを知ることはできなかった。
【０００７】
また、気体が流れる管内の途中に設けたオリフィスの前後差圧を計測し、ガス量を測定する方法もある。この方法であれば、基準圧をオリフィスの前後のいずれかの圧力に固定すれば、ガスの流れる方向の違いにより、前後差圧ΔＰがプラス又はマイナスで求められるので、ガスの流れの方向はわかる。
【０００８】
しかし、この方法は管の途中に差圧を発生させるオリフィスが通気抵抗になり、吸気供給又は呼気排出の妨げとなるため、患者のガス交換をする管路中に設置するのは好ましくなかった。また、通気抵抗を抑えるべくオリフィス径を大きく設定すると前後差圧は数[cmH2O]の微圧となり、かかる微圧を高い精度で検出する圧力センサがほとんどないので、結果として正確なΔＰが得られないという不都合があった。
【０００９】
また、人工呼吸時における患者の肺内の圧力変化を検出することができればガス交換量が算出することも可能である。しかし、上記高頻度人工呼吸器では圧力を検出することができるのはせいぜい患者の口元までが限度であり、患者の肺内圧力は口元圧力と一致しないので、肺の換気量を正確に求めることはできなかった。
【００１０】
以上のような理由で、高頻度換気法で患者の肺に一回当たりに送り込まれている（または排出されている）ガス換気量を計測する方法は、従来確立されてはいなかった。
【００１１】
このために高頻度換気法を行なう場合、医者は患者の人工呼吸の状態を管理するための指標がなく、正常な換気が行なわれているかどうかは、一回換気量の大きさにより患者の胸の振れ具合が異なるのを目安とする目視観察などにより行われ、その精度は全く低いものであると共に、高頻度人工呼吸器の扱い自体が医師に熟練と経験が要求されるものとなっていた。
【００１２】
【発明の目的】
本発明は、かかる従来例の有する不都合を改善し、高頻度人工呼吸時における患者の肺内の換気量を検出するべく肺内圧力を検出し得る高頻度人工呼吸器を提供することを、その目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
請求項１記載の発明では、患者への酸素を含んだ吸気を供給する吸気導入部と、吸気に患者の呼吸周期よりも高い周期の振動空気圧を付勢する振動空気圧付勢部と、振動空気圧が付勢された吸気を患者へ案内する患者側経路と、患者から出された二酸化炭素を含んだ呼気を大気中に排出する排出経路とを備えている。
【００１４】
そして、患者側経路の患者側端部に、患者の口元から気管の第一分枝近くまで挿入する気管内挿入管を装備している。
【００１５】
また、患者側経路から排出経路のいずれかの途中部位から分岐した検出用分岐管と、この検出用分岐管を介していずれかの経路と連通した圧力検出容器と、この圧力検出容器の内部圧力を検出する対応圧力検出センサとを有している。そして、この検出用分岐管の内径及び長さ並びに圧力検出容器の容積を、高頻度人工呼吸時の気管内挿入管の挿入側先端部圧力と圧力検出容器の内部圧力とが一次関数の関係を生ぜしめる値に設定している。
【００１６】
その上、一次関数の関係を記憶すると共に対応圧力検出センサからの検出圧力に基づいて気管内挿入管の挿入側先端部の圧力を算出する機能を備えたコントローラを備えている。
【００１７】
上記構成では、まず、気管内挿入管を患者の口元から気管の第一分枝まで挿入する。かかる状態で、吸気導入部から一定流量で吸気が供給され、同時に振動空気圧付勢部で一定の振動周期で駆動する。これにより、患者側経路及び気管内挿入管を介して患者に吸気が供給される。かかる吸気には振動空気圧が付勢されているので、振動空気圧の陽圧で吸気が肺に侵入し且つ拡散し、陰圧で呼気が肺から吸い出される。かかる呼気は、気管内挿入管を介して排出経路に至り、後続の吸気と共に大気中に排出される。
【００１８】
このとき、対応圧力検出センサでは圧力検出容器内の圧力を検出し、コントローラに出力する。高頻度人工呼吸器では、高頻度人工呼吸時の気管内挿入管の挿入側先端部圧力と圧力検出容器の内部圧力とが一次関数の関係を生ぜしめる検出用分岐管及び圧力検出容器が選択され装備されているので、コントローラではかかる一次関数を用いて対応圧力検出センサの出力から気管内挿入管の先端部の圧力即ち患者の肺内の圧力を算出により求める。
【００１９】
請求項２記載の発明では、請求項１記載の発明と同様の構成を備えると共に、コントローラは、一次関数を記憶する記憶部と、この一次関数を参照し気管内挿入管の挿入側先端部圧力の圧力を算出する肺内圧力算出部とを備えるという構成を採っている。請求項２記載の発明では、請求項１記載の発明と同様の動作が行われると共に、気管内挿入管の先端部の圧力（肺内圧力）の算出が肺内圧力算出部にて記憶部を参照しながら行われる。
【００２０】
請求項３記載の発明では、請求項１又は２記載の発明と同様の構成を備えると共に、一次関数を外部から記憶部に入力する操作盤を，コントローラに併設しするという構成を採っている。請求項３記載の発明では、請求項１又は２記載の発明と同様の動作が行われると共に、操作盤から予め入力された一次関数に従って気管内挿入管先端部の圧力（肺内圧力）が算出される。
【００２１】
請求項４記載の発明では、請求項１，２又は３記載の発明と同様の構成を備えると共に、コントローラが算出した気管内挿入管の挿入側先端部圧力の圧力を外部に表示する表示部を，コントローラに併設するという構成を採っている。かかる構成では上記各構成と同様の動作が行われると共に、算出された気管内挿入管先端部の圧力（肺内圧力）が表示部にて外部に表示される。
【００２２】
請求項５記載の発明では、請求項１，２，３又は４記載の発明と同様の構成を備えると共に、コントローラが、算出した気管内挿入管の挿入側先端部圧力の圧力に基づいて患者の肺に対する換気量を算出する換気量算出部を備えるという構成を採っている。この換気量算出部では、算出された肺内圧力から換気量（現在肺にどのくらいの吸気が流れ込んでいるか又は呼気が排出されているか）を求める。
【００２３】
本発明は、上述した各構成によって前述した目的を達成しようとするものである。
【００２４】
【発明の実施の形態】
（実施の形態の全体構成）
本発明の一実施形態を図１乃至図１１に基づいて説明する。図１，２は、それぞれ本実施形態たる高頻度人工呼吸器１２の構成を示すブロック図であって、図１は人工呼吸時の状態を示し、図２は人工呼吸を行う前の準備作業段階の状態を示す。
【００２５】
この高頻度人工呼吸器１２は、患者Ｘへの酸素を含んだ吸気を供給する吸気導入部６２と、吸気に患者Ｘの呼吸周期よりも高い周期の振動空気圧を付勢する振動空気圧付勢部５０と、振動空気圧が付勢された吸気を患者へ案内する患者側経路６０と、患者Ｘから出された二酸化炭素を含んだ呼気を大気中に排出する排出経路７０と、上記各部の動作制御を行うコントローラ４０とを備えている。
【００２６】
以下各部を詳説する。
【００２７】
（吸気導入部）
上記吸気導入部６２は、外気と予め準備された酸素とを吸入し混合するブレンダ６２１と、ブレンダ６２１から送り出される空気を加湿する加湿器６２２とから構成されている。ブレンダ６２１は吸気を加湿器６２２側に流す図示しない複数の出力バルブが設けられている。各種の出力バルブは、それぞれ流量が異なるものであり、任意の流量の出力バルブを選択することにより所定流量の吸気の供給が行われる。なお、各出力バルブはコントローラ４０から動作信号により開閉を切り替えるアクチュエータが併設されている。
【００２８】
加湿器６２２には、加湿器６２２を経た吸気Ａｉを患者Ｘへ供給する吸気管６２３が接続されている。吸気管６２３は、その途中で分岐して一端側が後述するダイヤフラム機構５６の被加圧室５６３に連通されるとともに、その他端側が後述する三方分岐管１７０に接続されている。
【００２９】
（振動空気圧付勢部）
振動空気圧付勢部５０は、陽圧Ａｐ及び陰圧Ａｎの両方の空気圧を同時に発生するブロワ５２と、ブロワ５２で発生した陽圧Ａｐ又は陰圧Ａｎを交互に選択して所定の振動空気圧Ａpnに変換するロータリバルブ機構５４と、ロータリバルブ機構５４からの振動空気圧Ａpnに付勢されて作動し，吸気導入部６２から患者Ｘに供給される酸素（厳密には空気と混合された酸素）に振動空気圧を付勢するダイヤフラム機構５６とを含む構成を採っている。
【００３０】
上述のブロワ５２は、その内部に空気を取り込みまたその空気を送り出すことにより陽圧と陰圧とを同時に発生させる。その空気取り込み口は、後述するロータリーバルブ機構５４の陰圧ポート５４２に接続され、空気の送り出し口は陽圧ポート５４１に接続されている。
【００３１】
ロータリバルブ機構５４は、ブロワ５２から陽圧が入力される陽圧ポート５４１と、ブロワ５２から陰圧が付勢される陰圧ポート５４２と、振動空気圧を出力する出力ポート５４３と、自らの回転により出力ポート５４３を陽圧ポート５４１と陰圧ポート５４２とに交互に接続するロータリバルブ５４４と、ロータリバルブ５４４を回転させる駆動部５４５とから構成されている。
【００３２】
駆動部５４５は、図示しない電動機及び減速機からなり、ロータリバルブ５４４を例えば900[rpm]で回転させる。ロータリバルブ５４４は、一回転するごとに、ポート５４１とポート５４３とのみを一回連通させ、続いてポート５４２とポート５４３とのみを一回連通させる。これにより、供給される吸気に対して周波数15[Hz]の振動空気圧Ａpnを付勢する。ポート５４３には、振動空気圧Ａpnをダイヤフラム機構５６へ伝達する振動空気圧管５４６が接続されている。
【００３３】
ダイヤフラム機構５６は、加圧室５６２及び被加圧室５６３と、加圧室５６２と被加圧室５６３との間を仕切るとともに伸縮自在の膜状部材で形成されたダイヤフラム５６１とを備えている。加圧室５６２は振動空気圧管５４６に接続されている。加圧室５６２はロータリーバルブ５４の出力ポート５４３に接続されており、被加圧室５６３は吸気管６２３に接続されている。かかる構造によりロータリーバルブ５４で形成された振動空気圧はダイヤフラム５６１を介して吸気管６２３内を流動する吸気に付勢される。
【００３４】
（患者側経路）
さらに、高頻度人工呼吸器１２は、吸気管６２３の下流側に三方分岐管１７０を備え、当該三方分岐管１７０がさらに下流側を患者Ｘ側と排出経路側とに分岐させている。この三方分岐管１７０は、患者側管路１７１（患者側端部），酸素供給源側管路１７２及び呼気排出側管路１７３の三つの管路を備えており、これらの管路は全て内部で合流している。そして、酸素供給源側管路１７２が吸気管６２３と接続され、患者側管路１７１が患者Ｘの肺内に至る気管内挿入管８１と接続されている。この三方分岐管１７０と吸気管６２３とが患者側経路６０を構成している。また、患者側管路１７１には平均気道内圧を検出する患者側圧力センサ９３が設けられており、検出圧力はコントローラ４０に出力される。
【００３５】
（排出経路）
さらに、三方分岐管１７０の呼気排出側管路１７３は、排出管６０４の一端部と接続され、この排出管６０４の他端部には流量調節バルブ６０７が接続されている。これら排出管６０４と流量調節バルブ６０７とは、患者Ｘの肺から出された二酸化炭素を含んだ吸気（呼気）の通り道となり、これらが呼気を大気中に排出する排出経路７０を構成する。
【００３６】
図３は、排出経路７０の周囲を一部切り欠いて示した拡大図である。この図に示すように、流量調節バルブ６０７は、筺体６０７ａと排気ポート６０７ｂと流量制御用の移動弁（制御用シリコンシート）６０７ｃと、この移動弁６０７ｃを一定方向に沿って前後進移動させる往復付勢機構としてのソレノイド６０７ｄとを備えている。
【００３７】
（モデル肺と気管内挿入管）
ところで、図１と図２とを比較すると分かるように、人工呼吸前の準備作業段階（図２）においては、三方分岐管１７０の患者側管路１７１には、患者Ｘの口元から気管の第一分枝まで挿入可能な気管内挿入管８１を介して患者Ｘの肺にほぼ等しいコンプライアンス値に設定されたモデル肺８２が装備されている。
【００３８】
上記気管内挿入管８１は準備作業段階のみならず人工呼吸時にも使用されるものであって、当該人工呼吸時には患者Ｘの口部から気管に挿入される。人間の気管は、その深部にて左右の肺にそれぞれ向かう二本の気管支に分岐している。この気管内挿入管８１は、チューブ状であって変形性に富み、人工呼吸時において図１の如く、患者Ｘの口から上述の各気管支に分岐する分岐点（第一分枝）まで挿入される。従って、気管内挿入管８１は、患者Ｘの口から第一分枝まで充分に届く長さに設定されており、また当然のことながら気管内に挿入可能な外径に設定されている。
【００３９】
なお、この気管内挿入管８１は、ある特定の患者Ｘのみに応じて各部の寸法設定が成されているものではない。即ち、一般の成人であれば気管の内径や長さに大差はなく、このような平均的な成人を対象とする寸法設定が成されている。即ち、成人男子の場合、口部から第一分枝まで22〜26[cm]程度であり、これに三方分岐管１７０の患者側管路１７１から口元までの長さが＋3〜5[cm]あるので、気管内挿入管８１は合計して25〜31[cm]程の長さであれば良く、本実施形態では30[cm]に設定される。また、通常の成人を対象とした場合、気管内挿入管８１の内径は8[mm]程度のチューブが一般的に使用されている。
【００４０】
また、気管内挿入管８１の各部の寸法は、患者Ｘの年齢に応じたサイズに設定しても良い。図４は、年齢とそれに応じた気管内挿入管の内径及び挿入長さを示している。挿入長さは口部から挿入される部分の長さを示しているので、各気管内挿入管の実際の長さは、この数値に3〜5[cm]加えたものとなる。
【００４１】
さらに、この気管内挿入管８１は交換式であり、三方分岐管１７０の患者側管路１７１に対して着脱自在となっている。従って、人工呼吸に使用された後には取り外して廃棄又は除菌洗浄されて再利用される。
【００４２】
人工呼吸を行う前の準備作業段階において、気管内挿入管８１の末端部にはモデル肺８２が装備される。このモデル肺８２はその内部が中空であって、その外形は寸胴な円柱状に形成されている。そして、その上部には気管内挿入管８１との接続口が設けられており、モデル肺８２の内部は気管内挿入管８１に連通している。このモデル肺８２は、患者Ｘの肺のコンプライアンス値とほぼ等しくなるように設定されている。ここで、コンプライアンスとは、厳密には物体の伸び易さを示す指標を意味する。しかし、ここでは、コンプライアンス（Ｃ）とは、一定の圧力変化（ΔＰ）に対する容器内への気体の流入又は流出量（ΔＶ）を示すものとする（Ｃ＝ΔＶ/ΔＰ；単位[ml/cmH2O]）。
【００４３】
人間の肺のコンプライアンスは肺の伸縮性と容積により決まる。一方、モデル肺８２は、伸縮性の乏しい硬質の素材にて形成されており、そのコンプライアンスはその容積のみを適宜好適な値に設定することにより、患者Ｘの肺のコンプライアンスと等しくなるように調節している。というのも、このモデル肺８２を肺と同様の伸縮性を有する素材で形成しコンプライアンスの調節を図るのは生産性の面からも困難であり、容積設定のみからコンプライアンスを調節する方が生産が容易となるからである。
【００４４】
なお、本実施形態では、正常な成人の一般的なコンプライアンス値に基づいてモデル肺８２の容積を４０[l]に設定している。また、肺のコンプライアンスは専用の測定装置により測定可能であるため、予め患者ごとにコンプライアンスの測定を行い、かかる測定値に基づいてより厳密にモデル肺８２の容積を決定しても良い。
【００４５】
さらに、モデル肺８２にはその内部の圧力を検出するモデル肺用圧力センサ８３が装備されている。このモデル肺用圧力センサ８３は、センサ出力を記憶し表示する観測装置Ｂと接続される。この観測装置Ｂは高頻度人工呼吸器１２とは別体の例えばパーソナルコンピュータとディスプレイとから構成される。
【００４６】
また、このモデル肺８２は、気管内挿入管８１に対して着脱自在であり、後述する人工呼吸前の準備作業を終えると、気管内挿入管８１から取り外される。
【００４７】
（圧力検出容器と検出用分岐管）
高頻度人工呼吸器１２は、さらに、図１，２に表わされているように、吸気管６２３の三方分岐管１７０側の端部近傍から分岐した検出用分岐管８４と、これに接続され吸気管６２３と連通した圧力検出容器８５とを備えている。この検出用分岐管８４は、前述した気管内挿入管８１よりも内径を小さく設定し（例えば0.5[mm]）、その長さを30[cm]に設定したチューブ状のものが使用される。また、この検出用分岐管８４は、吸気管６２３から着脱自在に装備されている。
【００４８】
また、圧力検出容器８５は、その内部が中空であって、その外形は寸胴な円柱状に形成されている。そして、その上部には検出用分岐管８４との接続口が設けられており、圧力検出容器８５の内部は検出用分岐管８４を介して吸気管６２３に連通している。この圧力検出容器８５は検出用分岐管８４から着脱自在に連結されている。
【００４９】
この圧力検出容器８５は、モデル肺８２のように患者Ｘの肺のコンプライアンス値と等しくなるような設定はなされていないが、モデル肺８２と同様に硬質の素材にて形成されている。また、圧力検出容器８５の容積は前述したモデル肺８２よりも小さい10[ml]に設定されている。
【００５０】
そして、上記検出用分岐管８４の内径及び長さ並びに圧力検出容器８５の容積の各値は、モデル肺８２を接続した状態で高頻度人工呼吸（吸気供給量，振動空気圧の振動周期及び振動空気圧付勢部５０の一回換気量（振動空気圧の一周期における換気量）の各値を一定の値とした条件下で）を行った時の気管内挿入管８４の挿入側先端部に位置するモデル肺８２の内部圧力Ｐ１と圧力検出容器８５の内部圧力Ｐ２とが常に一次関数の関係を生ぜしめる値に設定されている。
【００５１】
この一次関数はｐ1＝ｋ・ｐ2＋ｍで表され（ｋ，ｍは定数）、ｋ，ｍの値は気管内挿入管８１，モデル肺８２，検出用分岐管８４及び圧力検出容器８５の各部の寸法又は容積に応じて決定される。さらに、検出用分岐管８４の内径及び長さ並びに圧力検出容器８５の容積の各値は、当該各値に変更を加えて、モデル肺８２を気管内挿入管８１に接続した状態で繰り返し高頻度人工呼吸試験を行い、最も一次関数的な変化を示したものが採用される。ちなみに、上述した各数値は試験により求められた値である。
【００５２】
なお、検出用分岐管８４の内径が小さいか或いは長さが長いときには圧力検出容器８５の容積は小さくなる傾向にある。従って、検出用分岐管８４内径及び長さ並びに圧力検出容器８５の容積は、特にこの容積に限定するものではない。即ち、気管内挿入管８１の内径及び長さ並びにモデル肺８２の容積が一定であっても、検出用分岐管８４内径及び長さ並びに圧力検出容器８５の容積の値の組み合わせは無数に存在し、これらの一つに設定すれば良い。
【００５３】
さらに、圧力検出容器８５にはその内部の圧力を検出する対応圧力検出センサ８６が装備されている。この対応圧力検出センサ８６は、高頻度人工呼吸時には後述するコントローラ４０の記憶部４１に接続され、人工呼吸を行う前の準備作業段階においては前述した観測装置Ｂに接続される。
【００５４】
（コントローラ）
次に、コントローラ４０について図１及び図５を参照して説明する。図５は高頻度人工呼吸器１２の制御系を示すブロック図である。このコントローラ４０は、ＣＰＵ，ＲＯＭ，Ａ／Ｄ変換器を含む演算装置で構成され、後述する高頻度人工呼吸器１２の動作制御を実行するプログラムが入力されている。このコントローラ４０は、後述する操作盤４３の入力条件に従い吸気導入部６２，振動空気圧付勢部５０及び流量調節バルブ６０７の動作制御を行う動作制御部４９と、対応圧力検出センサ８６の検出圧力を記憶するセンサ出力メモリ４１と、前述した一次関数を記憶する記憶部４２と、当該記憶部４２とセンサ出力メモリ４１とを参照し、対応圧力検出センサ８６の検出圧力からモデル肺用圧力センサ８３で検出されるであろう圧力（演算により求められた患者Ｘの肺内圧力）を算出する肺内圧力算出部４７と、肺内圧力算出部４７の出力に基づいて患者Ｘの肺に対する換気量を算出する換気量算出部４８を備えている。
【００５５】
また、コントローラ４０には、後述する各操作を入力するための操作盤４３と患者側圧力特定部８７にて特定された圧力を表示する表示部４４とが併設されている。
【００５６】
上述のコントローラ４０の動作制御について詳説する。この高頻度人工呼吸器１２では、高頻度人工呼吸時の患者Ｘの肺内での振動空気圧に基づく吸排気の換気量の観測を可能とするために、当該高頻度人工呼吸時の肺内の圧力の観測を可能とすることを目的とする。
【００５７】
かかる目的達成のために、上述した高頻度人工呼吸器１２では、人工呼吸を行う前に準備作業を必要とする。この準備作業は、高頻度人工呼吸が供給供給量，振動空気圧の振動周期及び振動空気圧付勢部５０における一回換気量が一定の条件下で、モデル肺８２と圧力検出容器８５とで検出される各圧力が一次関数で表される対応関係を生じるように、検出用分岐管８４の内径及び長さ並びに圧力検出容器８５の容積を選定するために行われる。
【００５８】
これを順を追って説明すると、まず、患者Ｘの気管内に挿入する予定の気管内挿入管８１をモデル肺８２と接続し、当該モデル肺８２と三方分岐管１７０の患者側管路１７１とを連通させる。また、モデル肺用圧力センサ８３及び対応圧力検出センサ８６は観測装置Ｂに接続される。
【００５９】
そして、操作盤４３により、吸気流量，振動空気圧の振動周期及び振動空気圧付勢部の一回換気量を入力設定する。かかる入力があると動作制御部４９により、吸気導入部６２のブレンダ６２１に設けられた各出力バルブの中から適宜なものが選択され、同時に振動空気圧付勢部５０のロータリーバルブ機構５４が入力された振動周期に応じた回転数で駆動し、ブロワ５２が入力された一回換気量に応じた出力で駆動する。これにより、モデル肺８２及び圧力検出容器８５に対して吸気の供給が行われる。このとき、操作盤４３から動作制御部４９を介して流量調節バルブ６０７の開度調節を行い、吸気圧力が患者に最適な数値となるようにする。
【００６０】
このとき観測されるモデル肺用圧力センサ８３と対応圧力検出センサ８６の出力に基づく各圧力を比較し、前述した一次関数の対応関係が生じているかを検証する。各検出圧力はいずれも振動空気圧と等しい周期で増減を繰り返しているので、それぞれのセンサ８３，８６の任意の一周期の検出圧力を選択し、等しい位相での検出圧力を比較する。
【００６１】
前述した一次関数の対応関係を生じていない場合には、検出用分岐管８４を内径のサイズが異なるものに交換する。或いは容積の異なる圧力検出容器８５と交換する。かかる検出により適宜な検出用分岐管８４及び圧力検出容器８５が特定されると、前述した各センサ８３，８６から一次関数の定数ｋ，ｍを算出する。そして、算出された一次関数を操作盤４３から入力する。
【００６２】
次に、患者Ｘに高頻度人工呼吸を行う場合について説明する。まず、気管内挿入管８１からモデル肺８２を外し、当該気管内挿入管８１を患者Ｘの口元から気管の第一分枝まで挿入する。また、対応圧力検出センサ８６をコントローラ４０に接続する。そして、操作盤４３により、患者Ｘの肺のコンプライアンス値と準備段階のときと同じ吸気流量，振動空気圧の振動周期及び一回換気量を入力する。
【００６３】
これにより、吸気導入部６２から選択した一定流量で吸気が供給され、同時に振動空気圧付勢部５０のロータリーバルブ機構５４が入力された振動周期に応じた回転数で駆動し、ブロワ５２が入力された一回換気量に応じた出力で駆動する。これにより、準備作業時と等しい周期で振動空気圧の付勢を行い、患者Ｘの肺及び圧力検出容器８５に対して振動空気圧を付勢された吸気の供給が行われる。
【００６４】
このとき、コントローラ４０の肺内圧力算出部４７は、前述した相対関係式ｐ1＝ｋ・ｐ2＋ｍに対応圧力検出センサ８６から出力される検出圧力ｐ2を代入し、モデル肺８２が接続されていたならばモデル肺用圧力センサ８３で検出されたであろう圧力を算出する。モデル肺８２のコンプライアンスを患者Ｘの肺のコンプライアンスと等しく設定したので、肺内圧力算出部４７で算出したモデル肺用圧力センサ８３で検出されたであろう圧力は、患者Ｘの肺内圧力にほぼ等しくなる。従って、この算出圧力を現在の患者の肺内圧力として表示部４４で出力する。
【００６５】
さらに、換気量算出部４８では、ΔＶ＝ｋ・Δｐ2・Ｃの式（ΔＶ：換気量（大気圧状態の肺に対する気体の流入又は流出量），ｋ：相対関係算出部４６で求めた係数，Δｐ2：圧力変化（大気圧−対応圧力検出センサの検出圧力ｐ2），Ｃ：肺のコンプライアンス値）から換気量ΔＶを算出し、表示部４４にて出力する。
【００６６】
以上の構成により、高頻度人工呼吸器１２では、高頻度人工呼吸を行いながら同時に当該高頻度人工呼吸時における患者Ｘの肺内圧力及び換気量を検出することを可能としている。
【００６７】
（本実施形態の原理説明）
〔コンプライアンス〕
まず、高頻度人工呼吸（HFO）をしている場合の、「実際の肺」と「モデル肺８２」の流体力学的な相関関係について説明する。「実際の肺」は非線型の弾性体であり、通常の人工呼吸のように自発呼吸に近い周期で吸気供給と呼気排出を繰り返す場合には吸気供給時と呼気排出時とによって「内圧−換気量」の曲線が異なり、図６に示すヒステリシスがある。
【００６８】
また「実際の肺」は、図７に示す肺の模型の図のように、一本の気管から複数回の枝分かれを繰り返してなる無数の気管支と、最終的に枝分かれした各気管支の末端に存在する無数の小さな肺胞からなる。
【００６９】
全部の肺胞にかかる圧力の平均圧力値を患者の肺内圧の代表値Ｐとし、肺への吸気の流れ込み難さを気道抵抗Ｒ（空気抵抗となる代表的なものは気管など）、肺の膨らみやすさをコンプライアンスＣと考えた場合、実際のガス換気量Ｖにともなう肺内圧の圧力変化は、医学的に呼吸のメカニックスを研究した様々な論文から、次式で示されるのが一般的になっている。
【００７０】
ΔＰ＝Ｒ・（ｄΔＶ/ｄｔ）＋ΔＶ/Ｃ    …（１）
（ΔＰ：患者の肺内圧変化[cmH2O]，Ｒ：肺胞へ流れ込むまでの気道抵抗[cmH2O/l/sec]，Ｃ：コンプライアンス[ml/cmH2O]，ΔＶ：換気量変化[ml]）
【００７１】
ここで、コンプライアンスＣの定義については前述したように一定の圧力変化（ΔＰ）に対する容器内への気体の流入又は流出量（ΔＶ）を示すものであり、Ｃ＝ΔＶ/ΔＰ（単位は[ml/cmH2O]）で表される。また、気道抵抗Ｒとは気体が気道内を流れるときに気体分子間或いは気体分子と気道壁面との間に生じる摩擦抵抗をいい、一定流量で気体を流すために要する圧力をいう（単位は[cmH2O・ｓ/l]）。
【００７２】
上述した高頻度人工呼吸器１２における人工呼吸時の肺に対する内圧変化の特定の手法は、患者Ｘの気管と肺とを流動抵抗及びコンプライアンスが等しくなるようにモデル化し、予めかかるモデル（気管内挿入管８１とモデル肺８２）に対して高頻度人工呼吸を行うことにより、適宜な値の検出用分岐管８４の長さ及び内径と圧力検出容器８５の容積とを求め、さらに相対関係である一次関数の定数ｋ，ｍを算出し、コントローラ４０の記憶部４２に入力する。そして、コントローラ４０の肺内圧力算出部４７にて上述の相対関係から圧力検出容器８５で観測される内圧変化のみから実際の肺の内圧変化を特定する、というものである。また、このように実際の肺の内圧変化を特定することにより、後述する式（１６）に従って、人工呼吸時の肺の換気量も特定することが可能となる。
【００７３】
ところが、実際の肺は、図６に示したように、吸排気の際にヒステリシスを生じるためコンプライアンスＣを特定することが困難であることが予想される。また、気管から肺胞に至るまで無数の分岐を繰り返す構造のため流動抵抗を求めることが困難であることが予想される。従って、実際の肺と気管のモデル化は、困難であると思われる。
【００７４】
だが、高頻度人工呼吸の場合、通常の換気方法と異なる次のような特有の換気方法のため、「モデル肺８２」を肺の代用モデルとして利用できる。
【００７５】
▲１▼肺に常時平均的に圧力をかけるので（5〜15[cmH20]）、肺が常時ある程度、膨張したままである。そのため肺の動きが少なくなる。
【００７６】
▲２▼通常換気の大きくゆっくりとした換気（一回換気量＝500〜700[ml]，換気回数＝8〜20[回/分]）に比較して、一回換気量が非常に小さく（100[ml]以下）、換気回数が非常に速い（180[回/分]以上）。そのため換気による肺の動きが小さい。
【００７７】
▲３▼通常換気の場合、「吸気時」は器械が能動的に押し込み、「呼気時」は、器械がガスの吐き出しに関与せず、肺の弾性を利用して自然に吐き出させる流れのため、肺の弾性力の影響を大きく受ける。そのため図６「肺の圧−換気曲線」のようにヒステリシスが出る。しかし、高頻度人工呼吸のガス換気は、「吸気供給時」，「呼気排出時」とも器械が肺の弾性力とは無関係に能動的かつ強制的に定量の一回換気を定時間内に行なう。そのため、肺の動きはヒステリシスが認められなくなっている。
【００７８】
▲１▼，▲２▼，▲３▼の理由から、高頻度人工呼吸時は、通常換気時の肺の動きである「肺の膨張（吸気時）−肺の収縮（呼気時）」が小さくなる。つまり、呼吸による非線型の弾性体からなる肺の目立った動きがなくなり、コンプライアンスＣは吸気時と排気時の差が微小となる。このため、高頻度人工呼吸時のコンプライアンスＣに等しい肺のモデル化は、弾性の少ない密閉された単一容積のタンクである「モデル肺８２」で近似的に実現することが可能である。
【００７９】
また、ヒトの肺の全体のコンプライアンスは、静的コンプライアンス、動的コンプライアンス、胸隔コンプライアンスなどがある。通常の換気は、大きな呼吸動作（吸気一呼気〉があるので、肺のヒステリシスを考慮した、動的な肺コンプライアンスや胸隔コンプライアンスの影響を考える必要があるが、HFO時では、小さく浅く速い換気法のため、肺内で起るボリューム（換気量）変化が、時間的にも容量的にも小さいので、肺の動的な影響を受ける動的肺のコンプライアンス及び胸隔コンプライアンスの影響は小さく、無視しても問題ない。
【００８０】
高頻度人工呼吸法の場合は、肺の静的コンプライアンスを肺の全体のコンプライアンスとして問題ないので、その値を代表値として用いる。医学的に正常肺の静的コンプライアンスＣは、約200[ml/cmH20]である。よって、成人の場合、以下の式（２）に基づくコンプライアンスＣを持つ「モデル肺８２」を用いた回路を基準とすれば良い。
【００８１】
ΔＰ＝Ｒ・（ｄΔＶ/ｄｔ）＋ΔＶ/200  …（２）
【００８２】
〔気道抵抗〕
また、気道抵抗Ｒについて考える。図８に「気道の分岐構成」を示す。肺は気管から肺胞まで多数の分枝により構成されている。気管を0次元として、一回の分岐ごとに次数を加算するものとすると、最終的な肺胞までの次元は20次元以上となる。
【００８３】
肺の気道の分岐数が多くなるに準じて気道径は細くなる。しかし、気道数は逆に増加する。分岐の次元と各次元ごとの気道断面積の総和との関係を図９に示す。これによれば、気道断面積の総和（同次元の全ての気道の断面積の合計）は第10分岐までほとんど変わらない。しかし、第10分岐以降は、無数に気道が別れ、気道断面積が急激に増加する。
【００８４】
分岐が増すほど気道が細くなり、気道抵抗Ｒはポアズイユ(Poiseui11e)の方程式から気道半径の4乗に反比例して増加するが、逆に気道断面積の総和は急激に増加するため、実質の気道抵抗Ｒは小さくなる。ポアズイユの方程式を以下に示す。
【００８５】
Ｒ＝８ｎｌ/πｒ４  …（３）
（n：ガスの粘性係数(poises)，ｌ：長さ[cm],ｒ：半径[cm]）
【００８６】
図１０に分岐の次元と各次元ごとの気管による気道抵抗の関係を示す。これによれば、気道抵抗Ｒの大部分は、肺の中等大の気管支（第7分岐）までの気道であり、80％以上の抵抗を生じている。第10分岐まで考えれば95％以上となる。よって、気道抵抗Ｒは、ほぼ0分岐から第10分岐までの抵抗として考えてもよい。
【００８７】
ここで正常呼吸の場合、0分岐は気管である。しかし、高頻度人工呼吸時の患者の場合、患者の0分岐は気管内挿入管８１が挿入されるため、0分岐の気道抵抗は、気管内挿入管８１の抵抗として考えればよい。つまり0分岐の空気抵抗は、気管内挿入管８１の内径をポアズイユの方程式に代入して生じる抵抗とほぼ同一と考えて良い。
【００８８】
次に、気管内挿入管８１の抵抗Ｒｃと第1分岐抵抗Ｒ１＋第2分岐抵抗Ｒ２＋第3分岐抵抗Ｒ３＋…＋第10分岐抵抗Ｒ１０の大きさを比較する。気管内挿入管８１径を8[mm]、チューブ長を30[cm]と仮定すると、気管内挿入管８１抵抗Ｒｃは次式（４）で表される。
【００８９】
0003722404.tif 000002
（n：ガスの粘性係数，r：半径，I：長さ）
【００９０】
第1分岐抵抗Ｒ１＋…＋第10分岐抵抗Ｒ１０については、次のように考える。図９に示した線図によれば、第1〜第10分岐までの各分岐の気道累積面積（同次元の全ての気道の断面積の合計）は、ほぼ等しい。患者によって様々であるが、ヒトの第1〜第4分岐までの気道累積面積の代表例を図８の値を参考とする。第1〜第4分岐までの気道累積断面積は、平均で46[cm2]程度とできる。これが第1〜第10分岐まで、ほぼ等しい累積面積でいくとすれば、第1〜第10分岐までは、直径3.8[cm]の一本の管と同等の空気抵抗を持つと仮定してもよい。そして、第1〜第10分岐の長さは約20[cm]程度と仮定すると、肺内の第1分岐〜第10分岐までの気道抵抗の総和は次式（５）で表すことができる。
【００９１】
第1分岐抵抗Ｒ１＋…＋第10分岐抵抗Ｒ１０
＝（8×ｎ×ｌ）/πｒ4＝（8×ｎ×20）/(π・1.44)＝41.6ｎ/π＝13.3ｎ  …（５）
【００９２】
ガスの粘性係数ｎは一定であるから、「気管内挿入管８１抵抗Ｒｃ」は、「第1分岐抵抗Ｒ１＋…＋第10分岐抵抗Ｒ１０」に対して、2984n/13.3ｎ＝約224倍となる。
【００９３】
よって、気管内挿入管８１抵抗Ｒｃ＞＞第1分岐抵抗Ｒ１＋…＋第10分岐抵抗Ｒ１０となるので、気道抵抗Ｒは気管内挿入管８１抵抗Ｒｃでほとんど生じ、ほぼ同等と考えてもよい。特に、高頻度人工呼吸のように速くて小さな流動を生じる呼吸方法は、空気の流れが深い分岐まで直接至らないため、実際に空気の流れが起っているのは、主に次数の少ない分枝までである。そのため空気の流れがあるときに考慮すべきＲの項は、「気管内挿入管８１抵抗Ｒｃ＞＞第1分岐以降の総分岐抵抗」の傾向がさらに強くなる。なお、高頻度人工呼吸法では、直接的な空気の流れにて酸素を行き渡らせるのではなく酸素の拡散により換気を行うので、深い分枝まで直接的な流れが到達しない場合でも、換気は充分に行われる。
【００９４】
このように、高頻度人工呼吸法の換気法を採用している上では、気道抵抗Ｒは、使用する「気管内挿入管８１」の空気抵抗によって代表させて問題ない。
【００９５】
これらの理由により（１）式のΔＰ＝Ｒ・ΔＶ/ｄｔ＋ΔＶ/ＣのＲ項を「気管内挿入管８１」の空気抵抗である気道抵抗Ｒｃとし、Ｃ項を約200[ml/cmH20]の硬質タンクの「モデル肺８２」のコンプライアンスＣとすることで、単純モデル化できる。
【００９６】
これらモデル化したHFO回路を用いて、「モデル肺８２」に発生している圧力Ｐ１の変化と同等もしくは相似の変化（前述した一時間数に基づく変化）をする「圧力検出容器８５」と「検出用分岐管８４」とを製作すれば、同じ回路構成のHFO呼吸器を患者に用いた場合、間接的に「実際の肺」の圧力Ｐ３の変化が、「圧力検出容器８５」の圧力Ｐ２の変化を計測することで知ることができる。
【００９７】
上述のことを式でまとめると次のようになる。HFO時の患者の肺内圧変化をΔＰとし、肺内に出入りしたガスの変化量（流量）をΔＶとし、HFO時の肺の気道抵抗をＲ、肺のコンプライアンスをＣとすると前述した式（１）が成立する。
【００９８】
このとき、高頻度人工呼吸時では、前述したように、Ｒの項は患者に使用している「気管内挿入管８１」の空気抵抗Ｒｃと近似的に置き換えてもほぼ問題ない。さらに、コンプライアンスＣはモデル肺８２のコンプライアンス（=200[ml/cmH2O]）とすることができるので次式（６）が成立する。
【００９９】
ΔＰ＝Ｒｃ・（ｄΔＶ/ｄｔ）＋ΔＶ/200  …（６）
【０１００】
〔圧力検出容器と検出用分岐管〕
ここで、Ｒｄの空気抵抗を持つ「検出用分岐管８４」とＣ’のコンプライアンスを持つ「圧力検出容器８５」を、図１に示す「モデル肺８２と圧力検出容器８５の関係」のように同じHFO回路内で使用する。但し、ＲｄはＲｃと、Ｃ’はＣと、後述する相対的な関係にあるものとする。「圧力検出容器８５」で起るボリューム変化をΔＶ’とすると次式（７）が成り立つ。
【０１０１】
ΔＰ＝Ｒｄ・（ｄΔＶ’/ｄｔ）＋ΔＶ’/Ｃ’  …（７）
【０１０２】
「モデル肺８２」で起る圧変化Ｐ１は、前述した式（６）による圧変化をし、「圧力検出容器８５」で起る圧変化Ｐ２は上式（７）による圧変化をする。上式（７）の全ての項は前式（６）と相対的な比例関係にあるため、Ｐ１とＰ２の関係は、次式になる。
【０１０３】
Ｐ１＝ｋ×Ｐ２＋ｍ  …（８）
（k，mは定数）
【０１０４】
ここで、HFO時の実際の患者の肺の内圧変化をＰalvとすると、HFO特有の換気メカニズムから、実際の肺は「モデル肺８２」として単純モデル化できるため、患者の肺の内圧変化Ｐalvは次式（９）で表すことができる。
【０１０５】
Ｐalv≒Ｐ１      …（９）
【０１０６】
そこで、実際の患者がつながっている高頻度人工呼吸器１２が図２の状態（人工呼吸モード）で「圧力検出容器８５」の圧力変化Ｐ２を求めれば、式（８）、（９）により患者の肺の内圧変化Ｐalvが求められる。
【０１０７】
Ｐalv≒Ｐ１＝ｋ×Ｐ２＋ｍ  …（１０）
【０１０８】
上式（１０）で患者の肺内圧変化が間接的に計測できる。ここで、圧力検出容器８５及び検出用分岐管８４の設置位置は、できるだけモデル肺８２及び気管内挿入管８１と近接することが望ましいが、他の位置でも良い。
【０１０９】
以上は、正常な肺モデルの静的コンプライアンスＣ＝約200[ml/cmH20]で「モデル肺８２」を代表値として考えたが、病的な肺のコンプライアンスは、正常肺の静的コンプライアンスＣに係数ｎをかければ表現できる。病的肺のコンプライアンスをＣ''とすれば次式（１１）で表すことができる。
【０１１０】
Ｃ''＝ｎＣ    …（１１）
（ｎは定数）
【０１１１】
よって、病的肺の内圧変化は、式（６）を変形して次式（１２）となる。
【０１１２】
ΔＰ＝Ｒｃ・（ｄΔＶ/ｄｔ）＋ΔＶ/200ｎ  …（１２）
【０１１３】
式（１２）の第2項は、Ｃの比例倍の関係にある項であるため、（１０）式は次のようになる。
【０１１４】
Ｐalv≒Ｐ１＝ｋ'×Ｐ２＋ｍ  …（１３）
（ｋ'は係数ｎを考慮したｋの比例倍定数）
【０１１５】
ｋとｋ'の関係は、病的肺の静的コンプライアンスＣ''を持つ「モデル肺８２’」と正常な肺のコンプライアンスを持つ「モデル肺８２」とを用いて比較すれば、比例関係式が導かれる。よって、実際の臨床においては患者の診療時に、病的肺の静的コンプライアンスＣ''をあらかじめ計測し、その値と正常肺との関係を（１１）式により求めれば、どのｋ'を使用すればよいかわかる。このｋ'を用いれば、病的肺においても、Ｐ２から患者の肺内圧変化Ｐ１が（１３）式より求まる。
【０１１６】
〔一回換気量の算出〕
さらに、次のような計算式から、実際の患者の肺にどれだけの一回換気が出入りしているかが推定できる。
【０１１７】
基準として、「モデル肺８２」に定量のガス100[ml]を瞬間的に押し込んだ時の圧力変化をΔＰa（定数）とする（ΔＰａ＝100/Ｃ、例えばＣ＝200[ml/cmH2O]であればΔＰａ＝0.5[cmH2O]）。高頻度人工呼吸法の換気により「モデル肺８２」にΔＰ１の圧振幅が発生すれば、ボイルの法則を用いて、次式（１４）の関係が成立する。
【０１１８】
ΔＰa/100＝ΔＰ１/ΔＶ＝１/Ｃ  …（１４）
【０１１９】
また、高頻度人工呼吸時の圧力検出容器のＰ２の圧振幅変化ΔＰ２はΔＰ１と（１０）式の関係があるので、次式（１５）が成立する。
【０１２０】
ΔＰa/100＝ΔＰ１/ΔＶ＝(ｋ・ΔＰ２＋ｍ)/ΔＶ＝１/Ｃ    …（１５）
【０１２１】
よって、「モデル肺８２」のHFO時のボリューム変化であるΔＶ（換気量）が求まる。
【０１２２】
ΔＶ＝100×(ｋ・ΔＰ２＋ｍ)/ΔＰa＝Ｃ・(ｋ・ΔＰ２＋ｍ)    …（１６）
【０１２３】
「モデル肺８２」と「実際の肺」は、流体力学的にほぼ同じであることから、実際の患者の肺の換気量もほぼΔＶとすることができる。つまり、準備作業段階の測定で係数ｋ，ｍを求め、高頻度人工呼吸時に圧変化ΔＰ２を計測すれば、患者の肺の換気量も式（１６）を用いて、ほぼ推定できる。
【０１２４】
なお、コンプライアンス値Ｃは前述した▲１▼〜▲３▼の理由により、高頻度人工呼吸時における圧力検出に際しては、気道抵抗Ｒと比較してモデル肺８２及び圧力検出容器８５の圧力検出に対する影響は小さく、これらの内部圧力の変化の主な特定要素は、気管内挿入管８１及び検出用分岐管８４の気道抵抗に左右されているといえる。従って、モデル肺８２の容積の設定に際しては、コンプライアンス値Ｃに基づいて算出した最も好適な容積から若干の誤差(±150[％])があっても検出圧力に大きな誤差は生じない（より精度を高くするためには最も好適な値に設定することが当然望ましい）。但し、式（１６）から換気量ΔＶを算出するときにはコンプライアンスＣは正確でなくてはならない。
【０１２５】
【第１実施例】
式（８）の関係を、前述した高頻度人工呼吸器１２のシステムを利用して測定した結果を説明する（図２参照）。
【０１２６】
まず、吸気導入部６２にて高純度の酸素（約100％）と空気を混合して医者の設定した値の高濃度酸素の混合ガスを作り出す。同時に流量を医者が設定した値（10〜60[l/min]）の吸気（フレッシュガス）を患者回路内に定常流で流す。この定常流に振動空気圧付勢部５０から振動を加え、空気の振動波を作り出す。流れを伴った空気振動波が、患者Ｘの肺のガス交換を行なう。
【０１２７】
また、排出経路７０の出口開放面積を流量調節バルブ６０７で可変制御させることにより、患者の肺に負担をかけないように医者が設定した適切な平均圧力（通常、平均気道内圧という。平均気道内圧Ｐmean＝5〜15[cmH20]）を回路内で保ち、患者の肺にも一定の陽圧を付加しながら換気をしている。この準備作業段階での代表的な「モデル肺８２」の圧力波形例を図１１に示す。
【０１２８】
さらに、「モデル肺８２」のＰ１と「圧力検出容器８５」のＰ２の圧力変化を比較した実際の実験結果を説明する。実験条件は、成人患者を想定した時の「モデル肺８２」及び「気管内挿入管８１」を使う。「モデル肺８２」及び「気管内挿入管８１」と相対的な気道抵抗とコンプライアンスをもつ「圧力検出容器８５」及び「検出用分岐管８４」を試作する。
【０１２９】
実験条件は以下の如く設定した。
「モデル肺８２」………………40[l]タンク
「気管内挿入管８１」…………内径8[mm]のチューブ８１，（長さ30[cm]）
「圧力検出容器８５」…………10[ml]容器
「検出用分岐管８４」…………内径0.5[mm]のチューブ８１，（長さ30[cm]）
上記実験条件のもとに、振動空気圧の周波数を5[Hz]と15[Hz]とに設定して実験を行った。5[Hz]の圧力波形データを図１２に示し、実験結果を図１３に示す。また、15[Hz]の圧力波形データを図１４に示し、実験結果を図１５に示す。
【０１３０】
Ｐ１とＰ２の関係は、いずれの周期の場合でも、相対的な関係で安定しており、前式（８）で示すことが可能である。
【０１３１】
【第２実施例】
また、医者が、HFO換気を行なっている患者の肺を計測するために、対応した「モデル肺８２＋気管内挿入管８１」をどのように選定するかが問題になる。
【０１３２】
先に延べたように、患者に対して使用する「気管内挿入管８１」は、患者の年齢により気管内挿入管８１のサイズ（内径）と挿管深さ（チューブの長さ）が決まる（図４参照）。これは、人工呼吸管理をする際に利用する、医学的な統計データに基づいた指標値として、一般的に扱われている。
【０１３３】
また、患者の年齢が決まれば、肺のコンプライアンスも医学的な統計データから、ほぼ値が求められている。肺の病状により病的肺のコンプライアンスも医学的な統計データから、ほぼ値が求められている。また、臨床的に計測できる装置もあるので、簡単に求められる。
【０１３４】
ここで、実験条件を小児患者（3歳程度）を想定した時の「モデル肺８２’」及び「気管内挿入管８１’」にする。「モデル肺８２'」及び「気管内挿入管８１’」と相対的な気道抵抗とコンプライアンスをもつ「圧力検出容器８５'」及び「検出用分岐管８４'」を試作する。
【０１３５】
実験条件は以下の如く設定した。
「モデル肺８２'」……………20[l]タンク
「気管内挿入管８１'」………内径4[mm]気管内挿入管８１，（長さ19[cm]）
「圧力検出容器８５'」………12[ml]容器
「検出用分岐管８４'」………内径0.5[mm]気管内挿入管８１，（長さ120[cm]）
上記実験条件のもとに、振動空気圧の周波数を5[Hz]と15[Hz]とに設定して実験を行った。5[Hz]の実験結果を図１６に示す。また、15[Hz]の実験結果を図１７に示す。
【０１３６】
Ｐ１とＰ２の関係は、いずれの周期の場合でも、相対的な関係で安定しており、前式（８）と同様の式（８）’で示すことが可能である。
【０１３７】
Ｐ１’＝ｋ’×Ｐ２’＋ｍ’  …（８）’
（k’，m’は定数）
【０１３８】
以上のように実際の実験結果において、どのような対象患者の肺に対しても、患者の肺とコンプライアンス値の等しいモデル肺とこれと相似関係にある圧力検出容器とから、患者の肺内圧変化を相対的に知ることができる。
【０１３９】
また、患者の病状に合わせてP2に乗算する係数を考慮すれば正確に肺内圧が計測できることも実験結果よりわかる。
【０１４０】
よって、「気管内挿入管８１」の各部の寸法と「患者の肺コンプライアンス」とは、いずれも患者の年齢で任意に決まるので、これらの値を年齢別に組み合わせたセットのデータとして取り扱っても良い。また、それに相対的に合わせた「検出用分岐管８４」の長さ及び内径の寸法と「圧力検出容器８５のコンプライアンス（或いは圧力検出容器８５の容積）」の値も年齢別に組み合わせたセットのデータとして取り扱っても良い。
【０１４１】
これにより、医者は、HFOを施す患者に使用する気管内挿入管８１を決めさえすれば、その肺内圧を測定する「圧力検出容器８５」と「検出用分岐管８４」のセットも、医者が迷うことなく同時に決まってしまうため、選定が楽であり、扱いが容易となる。また、患者の年齢に合わせた、「圧力検出容器８５」と「検出用分岐管８４」があることで、より正確に患者の肺内圧を間接的に、かつ正確に計測できることになる。
【０１４２】
また、式（８）の係数ｋがほぼ1に等しくなるように圧力検出容器８５及び検出用分岐管８４を試作すれば、ｍの項による単なる圧力値のオフセットしか生じないので、これにより圧波形のカーブ変化がモデル肺用圧力センサ出力と対応圧力検出センサ出力とで同じになるため、医者が観察し易く、肺内圧力及び換気量の計算も容易となる。図１２、図１４の波形データは、係数ｋをほぼ1になるように圧力検出容器８５及び検出用分岐管８４を設計したため、波形データがほぼ同じである。
【０１４３】
またこの場合の波形の「ピ一クtoピ一ク」は、「モデル肺８２」と「圧力検出容器８５」で一致するため、前式（１６）から、間接的に患者の換気量が簡単に算出でき、高頻度人工呼吸法の人工呼吸の管理指標となり、医者としては患者の治療管理が容易になる。
【０１４４】
【発明の効果】
本願発明では、検出用分岐管の内径及び長さ並びに圧力検出容器の容積を、高頻度人工呼吸時の気管内挿入管の挿入側先端部圧力と圧力検出容器の内部圧力とが一次関数の関係を生ぜしめる値に設定されている。そして、コントローラでは、患者に高頻度人工呼吸を行っている際に、圧力検出容器の内部の検出圧力から患者の肺内圧力を算出する。
【０１４５】
従って、本願発明により、従来には不可能であった、高頻度人工呼吸の最中における患者の肺内の圧力変化及び換気量の測定が可能となり、熟練と経験を要することなく換気状態の観測が可能となり、また、従来の如く目視に頼る必要がないので、より正確な状態を把握することが可能となり、常により好適な高頻度人工呼吸の維持が可能となった。
【０１４６】
また、上述の一次関数を入力する操作盤を設けることにより、選定された検出用分岐管及び圧力検出容器に応じて決定される一次関数を自在に入力することが可能となる。
【０１４７】
さらに、算出された肺内圧力を表示する表示部を設けることにより、高頻度人工呼吸時における肺内圧力を容易且つ迅速に知ることが可能となる。
【０１４８】
また同様にして、換気量算出部を備えることにより、外部処理装置を不要とし、本願発明の構成のみにより、換気量の把握が可能となる。
【０１４９】
本発明は以上のように構成され機能するので、これによると、従来にない優れた高頻度人工呼吸器を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本実施形態たる高頻度人工呼吸器の構成を示すブロック図であって、人工呼吸時の状態を示す。
【図２】本実施形態たる高頻度人工呼吸器の構成を示すブロック図であって、人工呼吸を行う前の準備作業段階の状態を示す。
【図３】図１，２で開示した流量調節バルブの詳細を示す断面図である。
【図４】年齢に応じた気管内挿入管の寸法例を示す図表である。
【図５】高頻度人工呼吸器の制御系を示すブロック図である。
【図６】吸気供給時と呼気排出時とにおける「内圧−換気量」の関係を示す線図である。
【図７】人間の肺の模型を示す説明図である。
【図８】「気道の分岐構成」を示す説明図である。
【図９】分岐の次元と各次元ごとの気道断面積の総和との関係を示す線図である。
【図１０】分岐の次元と各次元ごとの気管による気道抵抗の関係を示す説明図である。
【図１１】本実施形態による高頻度人工呼吸を行った際の代表的なモデル肺の内部圧力の波形例を示す線図である。
【図１２】図１に示す高頻度人工呼吸器にて振動空気圧を周波数5Hzとしたときの第一及び対応圧力検出センサの検出圧力を示す線図である。
【図１３】図１に示す高頻度人工呼吸器にて振動空気圧を周波数5Hzとしたときの試験結果を示す図表である。
【図１４】図１に示す高頻度人工呼吸器にて振動空気圧を周波数15Hzとしたときの第一及び対応圧力検出センサの検出圧力を示す線図である。
【図１５】図１に示す高頻度人工呼吸器にて振動空気圧を周波数15Hzとしたときの試験結果を示す図表である。
【図１６】図１に示す高頻度人工呼吸器の各チューブ及び各密閉容器を小児を対象とする設定とした場合であって、振動空気圧を周波数5Hzとしたときの試験結果を示す図表である。
【図１７】図１に示す高頻度人工呼吸器の各チューブ及び各密閉容器を小児を対象とする設定とした場合であって、振動空気圧を周波数15Hzとしたときの試験結果を示す図表である。
【図１８】従来の高頻度人工呼吸器の構成を示すブロック図である。
【符号の説明】
１２  高頻度人工呼吸器
４０  コントローラ
４２  記憶部
４３  操作盤
４４  表示部
４７  肺内圧力算出部
４８  換気量算出部
５０  振動空気圧付勢部
６０  患者側経路
６２  吸気導入部
７０  排出経路
８１  気管内挿入管
８２  モデル肺
８３  モデル肺用圧力センサ
８４  検出用分岐管
８５  圧力検出容器
８６  対応圧力検出センサ
Ｘ  患者
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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