(57)【要約】気道クリアランスシステム（１０）および方法は、高周波数胸壁振動（ＨＦＣＷＯ）および空気通路を介して増加した空気流速度を生成し、肺の粘液を洗浄する。システム（１０）は、胸壁力アプリケータ（１２ａ）を含み、患者の肺への気流および患者の肺からの気流を向上するＨＦＣＷＯおよび空気圧入力マウスピースシステムを生成する。システム（１０）および方法は、バイアスライン力成分を打ち消し、気道抵抗を測定し、咳を誘導するように調整され得る。【選択図】図１
2004500905.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の胸部に振動圧縮力を付与する工程であって、該圧縮振動力は、安定状態力成分および振動力成分を含む、工程と、
該振動圧縮力と同期した関係で患者の口と連絡して空気圧をマウスピースに供給する工程と
を包含する、胸壁振動方法。
【請求項２】
前記空気圧力を供給する工程は、振動空気圧力成分および安定状態空気圧力成分を供給する工程を包含する、請求項１に記載の胸壁振動方法。
【請求項３】
前記振動空気圧力成分は、前記振動力成分の関数として生成される、請求項２に記載の胸壁振動方法。
【請求項４】
前記振動空気圧力成分は、前記振動力成分に関連する位相と共に生成され、該振動空気圧力は、前記振動圧縮力によって生成される患者の肺からの気流および該振動圧縮力によって生成される患者の肺への気流を増大する、請求項３に記載の胸壁振動方法。
【請求項５】
前記マウスピースは、マウスポート、出口ポート、空気供給ポートを有するマウスチャンバを備え、該マウスポート、該出口ポート、該空気供給ポートを通って、前記空気圧が該マウスピースに供給される、請求項１に記載の胸壁振動方法。
【請求項６】
前記空気圧は、該空気供給ポートへの空気の全平均流を維持するように前記マウスピースの空気供給ポートに供給される、請求項５に記載の胸壁振動方法。
【請求項７】
空気圧を供給する工程は、前記振動圧縮力の安定状態力成分を打ち消す傾向がある大きさを有する、請求項２に記載の胸壁振動方法。
【請求項８】
前記安定状態空気圧力成分は、振動圧縮力によって該患者の胸部に及ぼされる平均圧力に少なくとも実質的に等しい、請求項７に記載の胸壁振動方法。
【請求項９】
前記供給された空気圧力と前記振動圧縮力との間の同期関係は、圧縮力振動サイクルの間、シミュレートされた咳を包含する、請求項１に記載の胸壁振動方法。
【請求項１０】
前記患者の胸部に付与される圧縮力および前記マウスピースに供給される空気圧に基づく気道抵抗を決定する工程をさらに包含する、請求項１に記載の胸壁振動方法。
【請求項１１】
前記気道抵抗を決定する工程は、
空気圧を前記マウスピースにおいて検知する工程と、
前記胸部に付与された圧縮力を検知する工程と、
該圧縮力および該空気圧の１つを調整し、患者の口からの外部空気流が、該圧縮力によって生成される呼気流に実質的に等しい、工程と、
該調整する工程に基づいて気道抵抗の表示を提供する工程と
を包含する、請求項１に記載の胸壁振動方法。
【請求項１２】
検知された空気圧に関連する第１の信号および検知された圧縮力に関連する第２の信号の基づく出力を供給する工程であって、該出力は、外部気流が呼気流に実質的に等しい場合にゼロ状態を表示する、工程とをさらに包含する、請求項１２に記載の胸壁振動方法。
【請求項１３】
胸壁振動システムは、
安定状態力成分および振動力成分を有する振動圧縮力を患者の胸部に付与するための胸壁力アプリケータと、
該患者の口、出口ポート、および空気供給ポートと連絡して配置するためのマウスポートを有するマウスピースと、
該空気供給ポートに接続された空気圧力供給と、
該胸壁力アプリケータおよび空気供給の動作を調整する制御システムと
を備える、胸壁振動システム。
【請求項１４】
安定状態圧力成分および振動圧力成分を有する空気圧力波形に従って前記空気供給ポートに空気を供給する、請求項１３に記載の胸壁振動システム。
【請求項１５】
前記空気は、前記空気供給ポートへの空気の全平均流および前記出口ポートから出る空気の全平均流を維持するように前記マウスピースの空気供給ポートに供給される、請求項１４に記載の胸壁振動システム。
【請求項１６】
前記制御システムは、前記振動圧力成分に前記振動圧縮力によって生成される患者の肺への気流および患者の肺からの気流が高められるように該振動力成分との位相関係を有させる、請求項１３に記載の胸壁振動システム。
【請求項１７】
前記出口ポートは、流入ハーフサイクルの間、流出ハーフサイクルからの湿った空気が患者の気道に戻ることを可能にするように前記マウスポートに関して配置される、請求項１３に記載の胸壁振動システム。
【請求項１８】
前記制御システムは、前記安定状態力成分を少なくとも部分的に打ち消す安定状態圧力成分を有する空気圧力波形に従って、前記空気供給が前記空気供給ポートに空気を供給するように動作する、請求項１３に記載の胸壁振動システム。
【請求項１９】
前記制御されたシステムは、シミュレートされた咳が圧縮力振動サイクルの間、誘導される、請求項１３に記載の胸壁振動システム。
【請求項２０】
前記制御システムは、前記マウスピースに供給された空気圧力が、前記患者の肺から該マウスピースまで極めて少ない外部流で該患者の空気圧の強化を生成し、以後、前記サイクルの間、前記圧縮力のピーク周辺で該肺から該マウスピースまでの外部流が急速に増加する、請求項１９に記載の胸壁振動システム。
【請求項２１】
前記胸壁振動システムは、前記マウスピースにおける振動圧縮力および空気圧に基づいて気道の抵抗の表示を提供する気道抵抗インジケータをさらに含む、請求項１３に記載の胸壁振動システム。
【請求項２２】
前記胸壁振動システムは、
前記マウスピースにおける空気圧を測定するセンサと、
前記患者の胸部上の圧縮力を測定するセンサと
をさらに含む、請求項２１に記載の胸壁振動システム。
【請求項２３】
前記気道抵抗インジケータは、前記マウスピースにおける空気圧または前記患者の胸部上の圧縮力のいずれかの調整に基づいて気道抵抗の表示を提供し、前記患者の口からの気流が、該圧縮力によって生成される呼気流に実質的に等しい、請求項２２に記載の胸壁振動システム。
【請求項２４】
前記気道抵抗インジケータは、圧力のゼロ点を検知し、前記振動圧縮力および前記振動空気圧は、該圧縮力によって生成される呼気流に実質的に等しい前記患者の口から外部空気流を生成する、請求項２１に記載の胸壁振動システム。
【請求項２５】
前記気道抵抗インジケータは、前記圧力のゼロ点に基づく気道抵抗の表示を提供する、請求項２４に記載の胸壁振動システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（発明の背景）
本発明は、気道クリアランスシステムに関し、特に高周波数胸壁発振のための胸部圧縮デバイスを含むシステムおよび高周波数胸壁振動によって引き起こされる空気通過による気流速度を高めるサブシステムに関する。
【０００２】
胸部圧縮デバイスは、高周波数胸壁振動（ＨＦＣＷＯ）を生成するように開発されてきた。ＨＦＣＷＯは、嚢胞性線維症、肺気腫、喘息、慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）、および慢性気管支炎等の様々な疾患によって引き起こされる肺からの過剰粘液を除去するために使用される最良の方法である。
【０００３】
ＨＦＣＷＯを生成するために最も広く使用されるデバイスは、本出願の譲受人であるＡｍｅｒｉｃａｎ　ＢｉｏｓｙｓｔｅｍｓによるＡＢＩ　Ｖｅｓｔ（Ｒ）　Ａｉｒｗａｙ　Ｃｌｅａｒａｎｃｅ　Ｓｙｓｔｅｍである。含気駆動システムの説明は、Ｖａｎ　Ｂｒｕｎｔらによる特許、すなわち米国特許第５、７６９、７９７号に見出され得、この特許は、Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓに譲受された。含気胸部圧縮ベストの別の例が、Ｗａｒｗｉｃｋらによる米国特許第４、８３８、２６３号によって説明されてきた。
【０００４】
含気駆動ＨＦＣＷＯは、胸部空洞体積を少量置換することによって気流速度の実質的な過渡的増加を生成する。この動作は、咳のようなせん断力および粘液の上方の移動の結果生じる粘液粘度の低減を生成する。ＡＢＩ　Ｖｅｓｔ　Ａｉｒｗａｙ　Ｃｌｅａｒａｎｃｅ　Ｓｙｓｔｅｍは、気道の粘液を洗浄する際、効率的であるが、その性能には限界が存在する。
【０００５】
ベストを使用する場合、患者の胸部上に一定のベスト圧力が存在する。これは、いくつかの病状とともに特定の問題を引き起こし得る。吸気の間のＣＯＰＤ患者の胸部上の外部圧は、かなりの苦痛を引き起こす。あるいは、喘息患者は、一定のベスト圧力が過度に刺激を与え、そして狭窄された気道および炎症を起こした気道が喘息患者を不快にし得る。従って、一定のベスト圧力が有益である。
【０００６】
処置の間、気道抵抗の短期間の低減を決定することは困難である。気道抵抗は、気道の圧力と気道の気流との比である。気道抵抗は、粘液が肺を通過する際の閉塞の程度の指標である。従って、気道抵抗の定期的な測定は、肺洗浄のための処置の成功の良好な指標または肺洗浄のための処置の欠如を提供する。
【０００７】
従来技術のベストシステムは、上方の気道通路から粘液を除去する際に支援する能力を有しない。いくつかの病状によっては、衰弱している患者は、上気道通路内に蓄積された粘液を除去するために咳を生成ことができない。通常、現在のベストシステムは、気流速度を増加することによって上気管支通路および気管における上方および外部に粘液を加速する。次いで多くの個人は、患者の意思によって粘液を口に押し出し、次いで痰を吐き出す。この処置の有効性は、週末に患者がこの処置ができない場合、大幅に低減する。あるいは、咳が気道から粘液を移動する効率的な自然な方法であるために、胸壁の各振動に関する咳を生成するシステムを有することが有益である。
【０００８】
増加された気流速度は、肺の粘液を洗浄するために重要であるために、ユーザから一様な高気流速度を誘導するための現在のシステムに関して改良することが有利である。これは、肺から粘液を除去する際に、ベストシステムをより有効的にする。
【０００９】
（発明の簡単な要旨）
本発明は、患者の肺の粘液を洗浄するための方法および装置を開示する。本方法は、振動圧縮力を患者の胸に与える工程を包含する。振動圧縮力は、安定状態の力成分および振動力成分を含む。空気圧は、マウスピースを介して患者の口に供給される。空気圧は、マウスピースを介して患者の口に供給される。空気圧は、タイミングを合わせた関係で振動圧縮力に送達され、良好な肺洗浄のために、増大した振動気流を供給する。
【００１０】
（詳細な説明）
図１は、好適な実施形態の気道処置装置１０を用いる処置を受ける患者Ｐを示すブロック図である。図１に示されるように、装置１０は、２つの主要なサブシステムを有する。２つのサブシステムは、胸壁力アプリケータ１２ａ（振動圧縮力を患者Ｐの胸部に付与する）および気圧入力マウスピースシステム１２ｂ（空気圧を患者の口に圧縮力に関係付けて供給する）である。
【００１１】
胸壁力アプリケータ１２ａは、ブラシレスモータ１４、胸部振動周波数電位差計１６、モータ制御器１８、シャフト２０、ホイール２２、往復アーム２４、ピン２６、ダイアフラム２８、空気チャンバ３０、送風器３２、胸部圧力電位差計３４、送風器制御器３６、くびれ３８ｂを有するチューブ３８ａ、ホース４０、膨張可能なベスト４２を備える。振動された空気圧が膨張可能なベスト４２に送達され、これにより膨張可能なベスト４２に、振動力を患者の胸部に付与させる。
【００１２】
ブラシレスモータ１４は、ベスト振動周波数電位差計１６によって設定される速度でモータ制御器１８によって駆動される。シャフト２０は、ブラシレスモータ１４およびホイール２２に接続され、ホイール２２の中心から離れている。往復アーム２４は、ピン２６によってホイール２２に接続される。また、往復アーム２４は、空気チャンバ３０の一部であるダイアフラム２８に接続される。
【００１３】
送風器３２は、電位差計３４の制御設定に基づいて送風器制御器３６によって動作される。くびれ３８ｂを有するチューブ３８ａは、送風器３２を空気チャンバ３０に接続させる。次いで、ホース４０は、空気チャンバ３０を膨張可能なベスト４２に接続させる。
【００１４】
胸壁圧アプリケータ１２ａによって患者の胸部上に生成される圧力は、振動空気圧縮構成要素および安定状態空気圧縮構成要素を有する。好適な実施形態では、安定状態空気圧（すなわち、バイアスライン圧力）は大気圧よりも大きく、振動空気圧は、安定状態空気圧上に重なる（ｒｉｄｅ　ｏｎ）。この実施形態では、胸壁力アプリケータ１２ａの全振動は、患者の胸部が移動する場合、効率的である。ベスト４２によって胸部に付与される圧力が大気圧未満である点がないためである。胸部の移動が、胸壁アプリケータ１２ａが患者の胸部で有効圧力（すなわち、大気圧よりも高い圧力）を有する間だけ誘発される。
【００１５】
振動空気圧構成要素は、ブラシレスモータ１４によって生成される。ブラシレスモータ１４の速度は、ベストの振動電位差計１６およびモータコントローラ１８による保持定数によって選択される。ブラシレスモータ１４のシャフト２０は、ホイール２２を回転させ、次いで、往復アーム２４をリニア方式で運動させ、ダイアフラム２８にベスト振動電位差計１６によって選択された周波数で空気チャンバ３０内の空気をダイアフラム２８に振動させる。ブラシレスモータ１４によって生成された圧力は、シヌソイド波形パターンに従う。
【００１６】
安定状態空気圧を生成するために、ベスト圧力電位差計３４は、送風器３２の速度を選択し、送風器制御器３６によって一定に維持される。安定状態空気圧は、チューブ３８ａを通って空気チャンバ３０に伝達される。チューブ３８ａ内部のくびれ３８ｂは、圧力パルスの送風器３２への逆流を妨げ、非線形方式の圧力パルス化に影響を与える。効果では、くびれ３８ｂは、気流の振動に対しては高いインピーダンスであるが、安定状態気流に対しては低いインピーダンスである。送風器３２によって生成される安定状態空気圧は、大気圧よりも大きく、全振動サイクルは、患者の胸部を移動させる場合に有効である。好適には、送風器３２は、最大圧力１２ｃｍＨ２Ｏを有し、この圧力は、十分にユーザが期待する許容限界内にある。これは、設計された安全特性であるため、送風器３２の速度を上げる傾向がる任意の構成要素の故障が発生すれば危険ではない。
【００１７】
ホース４０は、空気チャンバ３０から膨張可能なベスト４２に空気圧を伝達する。従って、膨張可能なベスト４２は、ベスト圧力電位差計３４によって設定される安定状態またはバイアスライン圧力周辺で、ベスト振動周波数電位差計１６によって設定される周波数における患者の胸部にＨＦＣＷＯを付与するように周期的に膨張可能であり、収縮可能である。振動空気圧は、安定状態空気圧上に重なるため、安定状態空気圧は、胸部圧縮の強度を判定する。従って、圧力（デルタ圧力）の変化は、安定状態圧力を増加させることによって増加し、大気圧未満ではない振動空気圧を生じる。ＨＦＣＷＯを患者の胸部に付与する場合、患者の胸部から粘液を取り除く。
【００１８】
また、胸壁力アプリケータ１２ａは、構成要素を空気圧入力マウスピースシステム１２ｂにリンクする構成要素を備える。これらは、ベストサンプリングチューブ５０、ベスト圧力変換器（ＶＰＴ）５２、位相シフトネットワーク５４、ライン５６、ライン５８、および振動正呼気圧力（Ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒｙ  Ｐｏｓｉｔｉｖｅ  Ｅｘｐｉｒａｔｏｒｙ  Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）（ＯＰＥＰ）振動強度電位差計６０を備える。
【００１９】
ベストサンプリングチューブ５０が、一方の末端を膨張可能なベスト４２に、他方の末端をベスト圧力変換器５２に接続される。ベスト圧力変換器５２は、ライン５６を介して位相シフトネットワーク５４に接続される。次いで、ライン５８は、位相シフトネットワーク５４をＯＰＥＰ電位差計６０に接続する。
【００２０】
動作の際、ベストサンプリングチューブ５０は、ベスト圧力をベスト圧力変換器５２に伝達し、ベスト圧力変換器５２は、ベスト圧力を検知されたベスト圧力を表す電気信号に変換する。ベスト圧力変換器５２の電気出力信号は、ライン５６を介して位相シフトネットワーク５４に送信される。位相シフトネットワーク５４は、患者の肺内部の振動および患者の口への振動として伝達される胸壁力アプリケータ１２ａ振動圧の遅延を補償する。位相シフトネットワーク５４からの信号（胸壁力アプリケータ１２ａによって付与されたベスト圧力を表す波形を有する）は、ライン５８によってＯＰＥＰ電位差計６０に供給され、次いで、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂに供給される。
【００２１】
圧力入力マウスピースシステム１２ｂは、モータ駆動増幅器７２、ライン７４、加算結合器７６、ライン７８、ダイアフラム８０、リニアモータ８２、空気チャンバ８４、サンプリングチューブ８６、圧力変換器（ＰＴ）８８、ライン９０、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）９２、比較器エラー増幅器９４、ライン９６、ライン９８、陽性呼気圧力（ＰＥＰ）レベル電位差計１００、ライン１０２、送風器制御器モータドライバ１０４、送風器１０６、くびれ１０８ｂを有するチューブ１０８ａ、チューブ１１０、およびマウスピース１１２（マウスポート１１２ａ、空気供給ポート１１２ｂ、および出口ポート１１４を有する）を備える。
【００２２】
ＯＰＥＰ電位差計６０のワイパ６０ａは、ライン７４、加算結合器７６、およびライン７８を介してモータドライブ増幅器７２に接続される。モータドライブ増幅器７２は、リニアモータ８２のダイアフラム８０に接続される。次いで、ダイアフラム８０は、空気チャンバ８４に接続され、空気チャンバ８４は、サンプリングチューブに接続され、圧力変換器８８へと続く。ライン９０は、圧力変換器８８をローパスフィルタ９２への接続、および、ライン９６を介して加算結合器７６に、ライン９８を介して比較器エラー増幅器９４への接続に続く。また、比較器エラー増幅器９４は、ライン１０２を介してＰＥＰレベル電位差計１００に接続され、かつ、送風器制御モータドライバ１０４に接続される。送風器制御器モータドライバ１０４は駆動信号を送風器１０６に供給し、送風器１０６は、くびれ１０８ｂを含むチューブ１０８ａによって空気チャンバ８４に接続される。チューブ１１０は、空気チャンバ８４から延びてマウスピース１１２の供給ポート１１２ｂに接続する。マウスピース１１２のマウスポート１１２ａは、患者の口（すなわち、口の中または口にわたって）と連絡して配置される。また、マウスピース１１２は、患者の鼻を覆う。出口ポート１１４は、チューブ１１０上のマウスピース１１２から短い距離で配置される。
【００２３】
動作の際、上述のように、ベスト圧力変換器５２からの処理された圧力波形および位相シフトネットワーク５４は、ＯＰＥＰ電位差計６０への入力である。ＯＰＥＰ電位差計６０は、振動陽性呼気圧（ＯＰＥＰ）強度レベルを調整し、モータドライブ増幅器７２に入力される患者の口における気流増大量を制御する。加算結合器７６からの制御信号に基づいて、モータ駆動増幅器７２は、リニアモータ８２を駆動して、リニアモータ８２のダイアフラム８０に空気チャンバ８４内で空気を振動させる。制御信号は、ローパスフィルタ９２からのＰＥＰフィードバック信号（チャンバ８４における安定状態圧力を示す）およびＯＰＥＰ電位差計６０を介して位相シフトネットワーク５４からの信号波形に基づく。空気チャンバ８４において生成される振動波形は、必要なタスクを実行するため、所望の位相、強度、および波形によって選択される。リニアモータ８２は、シヌソイダル波形に制限されず、任意の複雑なパターンに移動し得る。本発明の他の実施形態は、ソレノイドまたはモータドライブカムメカニズムのようなリニアモータ８２と同様な波形を生成するように他の構成要素を使用する。
【００２４】
空気チャンバ８４からの空気圧は、大気圧に対してサンプリングチューブ８６および圧力変換器８８によって測定される。圧力変換器８８によって生成される電気信号は、ローパスフィルタ９２によってフィルタリングされ、その電気信号は、低周波数カットオフを有するため、ローパスフィルタ９２からの出力は、実質的に、リニアモータ８２の影響をフィルタリングすることによって生成されライン９６に伝達される空気チャンバ８４における平均圧力になる。ＰＥＰフィードバック信号は、ライン９８によって比較器エラー増幅器９４のマイナス（−）入力に伝達される。ＰＥＰレベル電位差計１００は、ポジティブ呼気圧力（ＰＥＰ）レベルを選択し、ポジティブ呼気圧力レベルは、ライン１０２を介して比較器エラー増幅器９４のプラス（＋）入力に供給される。ＰＥＰレベルは、胸壁力アプリケータ１２ａによって患者の胸壁に及ぼす平均圧力に適合するようにＰＥＰレベル電位差計１００によって調整される。比較器エラー増幅器９４の出力は、送風器１０６の速度を維持する送風器制御器モータドライバ１０４を駆動させる。送風器１０６は、チューブ１０８ａを介して空気チャンバ８４と連絡し、安定状態圧力バイアスは、空気チャンバ８４内部で制御されるため、チューブ１０８ａ内のくびれ１０８ｂは、以前に議論した圧力パルス化に影響を与える、送風器１０６への圧力パルスの逆流を回避する。安定状態圧力バイアスは、チューブ１１０およびマウスピース１１２を介して空気チャンバ８４と連絡することによって患者の口に維持される。
【００２５】
空気圧入力マウスピースシステム１２ｂは、効果的に有効大気圧のシフトを達成する。振動気流は、口内の安定状態圧（大気圧よりも大きい）に重なるように生成される。組み合わせられた振動圧力および安定状態圧は、空気通路を介して気流を増大させる胸部圧縮に関連する波形、強度、および位相を有する。さらに、患者は、ベスト圧力を認識しない。口および肺内の安定状態圧力が、胸壁力アプリケータ１２ａからの圧力に等しくかつ反対向きで、それにより、この圧力が互いに打ち消しあうためである。これは、胸壁力アプリケータ１２ａからの胸部上の外部圧が患者へのかなりの苦痛を引き起こし得るいくつかの病状に非常に有益である。患者は、呼吸困難になり、患者が患者の肺の圧縮を試みる圧力に抗して呼吸しなければならない場合にさらに大きな困難を有し得る。
【００２６】
また、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂは、患者の胸部に付与される力を増加させることなく胸壁力アプリケータ１２ａによって引き起こされる振動を高める有効な手段を提供する。患者の胸部上で増加した力は不快すぎる。従って、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂは、胸壁力アプリケータ１２ａによる胸部上の振動によって生成される気流と同時に患者の口における圧力を振動させることによって胸壁力アプリケータ１２ａの機能を増加させる。
【００２７】
ＯＰＥＰ電位差計６０は、空気圧力入力マウスピースシステム１２ｂが胸壁力アプリケータ１２ａによって生成された気流速度を高める程度まで調整するため、ＯＰＥＰ電位差計６０は、（ａ）肺の体積を空気チャンバ８４の圧力を増加させることによってわずかに増加させる、または（ｂ）空気チャンバ８４の圧力を減少させることによって肺を収縮させるように交互に設定され得る。これは、いくつかの病状では、肺はより大きな体積を必要とするため有益な機能である。肺が過剰に膨張し得る他の病状では、肺の体積を低減させることが望ましい。
【００２８】
出口ポート１１４は、マウスピース１１２から短い距離で配置される。この距離は、マウスピース１１２から１００％の湿った空気が１サイクルで進む距離によって決定される。これは、流出ハーフサイクルからの湿った空気が、流入ハーフサイクルの間、患者の気道に戻ることを可能にし、これによって、気道が乾燥することを回避する。送風器１０６によって生成される正の圧力は、空気チャンバ８４およびチューブ１１０および出口ポート１１４を通って送風器１０６からの気流の全平均を維持する。従って、任意の流体および粘液は、出口ポート１１４を通って排出され、任意の流体および粘液が損傷を引き起こす空気チャンバ８４に通過しない。さらに、この気流ストリームは、このより大きな換気呼吸体積振動がチューブ１１０内の出口ポート１１４の位置から患者の肺まで新鮮な空気が移動する場合、通常の呼吸に対して新鮮な空気の連続的供給を供給する。
【００２９】
図２は、シミュレートされた咳インデューサ１２ｃを有する装置１０の第２の実施形態を示し、装置１０は、咳波形発生器モジュール１６０および光断続器１６４を備える。概して、図２に示される実施形態は、図１に示される実施形態と同様であり、同様な構成要素を表すために同様の参照符号が使用される。図３は、咳波形発生器モジュール１６０の概略的ブロック図を示し、咳波形発生器モジュール１６０は、光センサプロセッサ１６６、咳波形発生器１６８、ライン１７０、咳強度電位差計１７２、ライン１７４、および加算結合器１７６を備える。
【００３０】
光断続器（図２）１６４は、ホイール２２に取り付けられ、信号を光センサプロセッサ１６６に送信する。これらの構成要素は、ライン１７０を介して咳波形発生器１６８に接続されるダイアフラム位置センサを構成する。咳波形発生器１６８の出力は、咳強度電位差計１７２に接続される。ライン１７４は、咳強度電位差計１７２を加算結合器１７６の一方の出力に接続させる。加算結合器１７６の別の出力は、ＯＰＥＰ電位差計６０のワイパ６０ａに接続される。ライン７４は、加算結合器１７６の出力を加算結合器７６の入力に接続する。加算結合器７６の出力はライン７８を介してモータ駆動増幅器７２に接続される。
【００３１】
動作時に、光断続器１６４および光センサプロセッサ１６６によって形成されるダイアフラム位置センサは、タイミング信号を生成し、咳波形発生器１６８の開始および終了をトリガする。振動肺圧力がピークである場合（光断続器１６４の位置によって示される場合）、光センサプロセッサ１６６は、波形発生器１６８を駆動する。光センサプロセッサ１６６は、振動肺圧がゼロに達する場合（光断続器１６４の位置によって示される場合）、咳波形発生器１６８を停止する。咳強度電位差計１７２は、咳波形発生器１６８からの信号の大きさを決定し、信号はライン１７４を介して加算結合器１７６に伝達される。前述したように、ＯＰＥＰ電位差計６０は、ＯＰＥＰ波形のレベルを設定し、また、この信号は加算結合器１７６に供給される。次いで、加算結合器１７６は、ＯＰＥＰ波形信号と咳波形生成器１６８からの咳波形信号とを合成する。次いで、所望の強度で咳波形セットを含む加算結合器１７６の出力は、ライン７４を介して加算結合器７６に伝達される。合成されたＯＰＥＰ／咳信号は、ローパスフィルタ９２からの安定状態圧力信号とともに加算され、ライン７８に沿ってモータ駆動増幅器７２に送られる。
【００３２】
咳シーケンスの１つの位相の間、空気チャンバ８４からの圧力波形は、マウスピース１１２からのほぼゼロ気流を引き起こす。同時に、胸壁力アプリケータ１２ａからの胸部上の圧力が増加する。このような結果が肺内の極めて少ない外部流の気道圧の構成である。次の位相では、肺の圧力がピークにある場合、同時に、肺からの外部流の急速増加が存在する。従って、吸気の間の流速は、排気の間の流速よりも小さいが、各ハーフサイクル間の空気の体積は等しい。これは自然な咳のパターンであるために、咳は各振動サイクルでシミュレートされ、２０回／秒までであり得る。
【００３３】
１実施形態では、シミュレートされた咳インデューサ１２ｃは、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂによるシヌソイダル増加を使用して胸壁力アプリケータ１２ａによって生成された増加した気流速度を増加させる代わりに使用され得る。別の実施形態では、ＯＰＥＰ電位差計６０（シヌソイダル増加の大きさを調整する）および咳強度電位差計１７２（咳波形の大きさを制御する）が、加算結合器１７６における任意の割合で組み合わされて、所望の効果を提供し得る。
【００３４】
図４ａおよび図４ｂは、咳シーケンスを示す。図４ａおよび図４ｂは、咳シーケンスの間、胸壁アプリケータ１２ａからの患者の圧力および患者の口からの気流を示す。図４ａは１つの振動サイクル示し、図４ｂは多重振動サイクルを示す。シヌサイド波は、ベスト圧力波形であり、鋸歯状波形１８２は、患者の口の気流である。気流波形の高周波数振動は、本発明内のチューブの共振によって引き起こされ、患者の空気通路は影響を受けない。
【００３５】
図４ａのライン１８４はゼロ気流を示す。波形がこのラインよりも上にある場合、患者は吸気し、波形がこのラインよりも下にある場合、患者は排気する。ベスト圧力はライン１８６から下方に増加する。点１８８に付近に近づく前に気流はほぼゼロになる。これは肺内での圧力形成の期間であり、圧力が肺内で形成されることを可能にするために、自然な咳の間、声門に接近していることに等しい。点１８８付近において、ベスト圧力はピークに達し、口からの気流が最大となる。これは、自然な咳の間、声門が開く場合、口から出る気流の急速な増加と同時に起こる。呼気速度は、３リットル／秒までである。点１９０は、自然の咳のように緩やかな吸息を示す。気流波形１８２の積分は、気流波形１８２の下側およびライン１８４上側を積分することによって正味ゼロの流れを生成する。図４ｂは、複数の誘導された咳を示す異なる時間スケールでの咳シーケンスを示す。
【００３６】
本発明では、自発的に咳をすることができない弱った個人であっても、上部気管支通路および気管から口まで粘液を洗浄して粘液を吐き出す。通常の耐久力を有する個人であっても、咳は気道から粘液を洗浄する有効な方法である。従って、これは本発明の粘液洗浄能力を向上する。
【００３７】
図５は、装置１０の第３の実施形態を示し、装置１０は、気道抵抗インジケータ１２ｄをさらに含む。図５に示される実施形態は、図１に示される実施形態と同様であり、同様な基準特性が同様な素子を示すために使用される。気道抵抗インジケータ１２ｄは、気道抵抗モジュール２００（図６に示される）、気道抵抗ゼロ検出器／インジケータモジュール２１０（図７に示される）、およびテストスイッチ２２０（端子２２０ａ−２２０ｃを有する）を含む。
【００３８】
気道抵抗モジュール２００（図６）は、ベスト圧力変換器５２、位相シフトネットワーク５４、ライン５６、ライン５８、ＰＦＴ電位差計２３０、ライン２３２およびライン２３４を含む。ベスト圧力変換器５２は、ベストサンプリングチューブ５０によって膨張可能なベスト４２にリンクされる。位相シフトネットワーク５４は、ライン５６を介してベスト圧力変換器５２に接続される。ライン５８は位相シフトネットワーク５４をＰＦＴ電位差計２３０に接続させ、ＰＦＴ電位差計は、ライン２３２によってテストスイッチ２２０の端子２２０ａに接続される。ライン２３４は、ベスト圧力変換器５２の出力を気道抵抗ゼロ検出器／インジケータ２１０に接続させる。
【００３９】
気道抵抗ゼロ検出器／インジケータモジュール２１０（図７）は、圧力チューブ２４０、圧力変換器２４２、ライン２４４、キャパシタ２４６、２極スイッチ２４８、ライン２５０、位相シフトネットネットワーク２５２、ライン２５４、インテグレータキャパシタ２５８を有するインテグレータ２５６、レベルインジケータ２６０、およびＬＥＤ２６２および２６４を備える。圧力チューブ２４０は、マウスピース１１２および圧力変換器２４２に接続される。圧力変換器２４２の出力は、ライン２４４を介してキャパシタ２４６に接続され、キャパシタ２４６は、ライン２５０を介して２極スイッチ２４８に接続される。２極スイッチ２４８は、インテグレータキャパシタ２５８を有するインテグレータ２５６に接続される１つの入力端子および接地される他の入力端子を有する。レベルインジケータ２６０の入力は、インジケータ２５６に接続され、レベルインジケータ２６０の出力は、ＬＥＤ２６２および２６４に接続され、ＬＥＤ２６２および２６４を選択的に駆動する。気道抵抗モジュール２００からの信号は、位相シフトネットワーク２５２に伝達され、ライン２５４を介して２極スイッチ２４８の制御入力に接続される。
【００４０】
動作において、ベストサンプリングチューブ５０は、ベスト圧力サンプリング変換器５２（図６）に伝達し、ベスト圧力をベスト圧力サンプリング変換器５２は、ベスト圧力を電気信号に変換する。ベスト圧力変換器５２の電気出力信号は、ライン５６を介して位相シフトネットワーク５４に送信される。位相シフトネットワーク５４は、患者の肺内部の振動および患者の口への振動として伝達される胸壁力アプリケータ１２ａからの振動圧力の遅延を補償する。位相シフトネットワーク５４からの信号（胸壁力アプリケータ１２ａによって付与されるベスト圧力を表す波形を有する）は、その後、ライン５８によってＰＦＴ電位差計２３０（同様にＯＰＥＰ電位差計６０）に伝達される。
【００４１】
同時に、圧力チューブ２４０は、患者の口内の圧力をサンプリングする。変換器２４２（図７）は、この圧力を電気信号に変換する。変換器２４２の出力は、ライン２４４を介してキャパシタ２４６に伝達される。次いで、ライン２５０は、キャパシタ２５０からの信号を二極スイッチ２４８の入力に伝達する。キャパシタ２４６は、ｄｃ信号成分を圧力変換器２４２の電気出力信号から除去する。
【００４２】
ベスト圧力信号は、二極スイッチ２４８への制御入力である。ライン２３４は、ベスト圧力変換器５２（図６）から位相シフトネットワーク２５２までベスト圧力信号を入力させ、位相シフトネットワーク２５２は、二極スイッチ２４８のスイッチのタイミングを制御する。位相シフトネットワーク２５２からの信号は、ライン２５４を介して二極スイッチ２４８に伝達され、キャパシタ２４６の任意の蓄積された電荷を放電するために接地するよう荷に切り替え、ｄｃ電圧形成を妨げる。
【００４３】
胸壁アプリケータ１２ａのベスト４２の圧縮力がピークである場合、二極スイッチ２４８は、キャパシタ２４６をインテグレータ２５６の入力に接続し、キャパシタ２４６を介して供給された口の圧力波形をサンプリングする。インテグレータ２５６の平均信号出力は、マウスピース１１２の振動圧力が肺の振動圧力よりも小さい場合、レベルインジケータ２６０はＬＥＤ２６２を発光させる。インジケータ２５６の平均出力信号は、マウスピース１１２の振動圧力が肺振動圧力よりも大きい場合、レベルインジケータ２６０は、ＬＥＤ２５４を発光させる。
【００４４】
処置の間、気道抵抗は、肺洗浄の進行を判定するために検査され得る。これを達成するために、検査スイッチ２２０は、検査スイッチ２２０が端子２２０ａを端子２２０ｃに接続するように圧縮される（図５）。この点において、気道抵抗モジュール２００のＰＦＴ電位差計２３０は、モータドライブ増幅器７２（テストスイッチ２２０および加算結合器７６を介して）への入力を供給し、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂを制御する。ＰＦＴ電位差計２３０がＬＥＤ２６２および２６４の両方が発光しなくなるまで調整される。これは、口内の圧力のゼロ点である。すなわち、胸壁力アプリケータ１２ａによって誘導される振動空気圧は、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂによって、マウスピース１１２において供給された振動圧力波に等しくかつ反対向きである。マウスピース１１２の気流および空気圧は、患者の胸部上の胸壁アプリケータ１２ａの振動圧力によって引き起こされる流れに等しい大きさである。この振動圧力は、患者の肺に伝達され、空気が患者の口の途中で気道を通って流れる。ＰＦＴ電位差計２３０のインジケータノブ位置は、患者の肺の気道抵抗の数値の読みを提供する。このテストを使用して、進行が処置の間および１つの処置から次の処置までチェックされ得る。気道抵抗を除く全ての要素が一定であるべきである。代替的な実施形態では、コンピュータアルゴリズムは、圧力のゼロポイントを見出すために使用され、この圧力を表示または印刷するために、圧力を数値に変換する。
【００４５】
気道抵抗を判定するための一般的な方法は、長時間の制限によって気流を測定する。本発明によって解決されるこの方法に関する問題は、粘液がこの制限を妨げる（ｃｌｏｇ）ことができ、装置が較正される必要があり、患者の操作に依存する。これらの因子は、誤った結果を生じ得る。
【００４６】
図８ａ、８ｂ、８ｃは、時間対胸壁力アプリケータ１２ａからの圧力波形（ベスト圧力３００）および時間対マウスピース１１２を介して患者の口からの圧力波形（口圧力３１０）のグラフである。図８ａは、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂによって生成される患者の口における圧力よりも大きな圧力において胸壁圧力アプリケータ１２ａからの力の図である。これは、気道抵抗モジュール２１０のＬＥＤ２６２が発光する状況である。上部波形３００は、胸壁力アプリケータ１２ａの振動圧力である。より低い波形３１０は、患者の口における振動圧力であり、より低い波形３１０は、チューブ１１０に進む空気チャンバ８４からの振動を加えた肺からの振動の合計である。
【００４７】
図８ｂは、ゼロ点の圧力の間の波形である。この間、ＬＥＤ（２６２、２６４）のいずれも発光しない。再び、上部波形３００は、胸壁アプリケータ１２ａからの振動圧力であり、より低い波形３１０は、マウスピース１１２を介して患者の口における圧力である。上述のように、空気圧入力マウスピースシステム１２ｂによって引き起こされる患者の口からの外部流が患者の胸部上の胸壁力アプリケータ１２ａの圧縮力によって引き起こされる呼気流に等しい場合、圧力のゼロポイントが到達される。従って、患者の口からの流速を規定する一方で、ＰＦＴ電位差計２３０は、圧力のゼロポイントで気道抵抗をアナログ化する。より低い波形３１０において見出される小さな圧力変動は、位相角の不完全性および不完全な消去を生成する２つの圧力波の形状のためである。従って、ゼロがこの波形３１０の振幅の最小値によって示される。
【００４８】
図８ｃは、チューブ１１０から測定されたマウスピース１１２の圧力が胸壁アプリケータ１２ａによって生成された振動圧力より大きい場合の波形３００および３１０の図である。ＬＥＤ２６４は、この状況で発光する。波形３１０の波形状は、等しくない大きさおよび等しくない位相を有する２つの圧力波の合成の結果である。患者の胸壁上の振動は、患者の口における気流振動と比較して位相が１８０°ずれる。これらの図８ａ〜８ｃは、２つの圧力が互いに、およびこのゼロ点波形の一方の側を打ち消す圧力のゼロポイントが存在することが示される。
【００４９】
このシステムの１つの利点は、圧力のゼロポイントが選択され、較正シーケンスがシステムの構成要素を必要としない点である。別の利点は、患者の一部上の任意の呼吸操作を必要としない点である。操作に繰り返し固執することは、標準的な肺機能検査のために必要である。従って、呼吸動作に依存する検査は、不正確であり得るか、またはこのデータは使用できない。
【００５０】
図９は、第１の実施形態、第２の実施形態、および第３の実施形態の全てを含む装置１０の第４の実施形態を示す。この第４の実施形態では、システムのそれぞれがともに作用し、患者の肺から粘液を効率的に取り除き、処置の進行を判定するための手段を提供する。同時に、患者の快適さは、処置の間維持される。
【００５１】
気道処置装置１０は、処置を受ける患者が胸部上の外部圧に気付かず、患者の病状に依存する不快を引き起こさない。増加した振動気流速度は、従来技術のベストシステムにわたって達成され得、成功した肺洗浄に対して重要である。咳をシミュレートするためにメカニズムを組み込むことによって、気道処置装置を用いて測定した結果、他のベストシステムにわたって良好な肺洗浄を提供し、咳をシミュレートするために自発的な咳を不可能にする個人を誘導する。
【００５２】
本発明は好適な実施形態に関して説明されてきたが当業者は、本発明の精神および範囲から逸脱することなく、変動が形式上および詳細に為され得ることを理解する。例えば、図示された制御システムがアナログ回路を使用するが、他の実施形態がデジタル論理およびプログラム可能なデバイス（プログラム可能な論理アレイ、マイクロコントローラ、またはマイクロプロセッサ等）を使用して、制御機能を提供する。
【図面の簡単な説明】
【図１】
図１は、向上した気流および胸部圧縮バイアスライン相殺を供給する気道処置装置の第一の実施形態のブロック図を示す。
【図２】
図２は、シミュレーションされた咳誘導を含む気道処置装置の第２の実施形態のブロック図である。
【図３】
図３は、図２の咳波形発生器モジュールの概略的ブロック図である。
【図４ａ】
図４ａは、胸壁力アプリケータ圧力の多重振動およびシミュレートされた咳シーケンスの間の気流速度を示す。
【図４ｂ】
図４ｂは、胸壁力アプリケータ圧力の多重振動およびシミュレートされた咳シーケンスの間の気流速度を示す。
【図５】
図５は、気道抵抗測定を供給する気道処置装置の第３の実施形態のブロック図である。
【図６】
図６は、図５の気道抵抗モジュールの概略的ブロック図である。
【図７】
図７は、図５の気道抵抗ゼロ検出器／インジケータモジュールの概略的ブロック図である。
【図８ａ】
図８ａは、マウスピースにおける圧力が胸壁力アプリケータによって生成される圧力よりも小さい場合、胸壁力アプリケータからの胸部圧縮処置およびマウスピースにおける胸部圧縮処置の間の圧力波形のグラフである。
【図８ｂ】
図８ｂは、マウスピースにおける圧力がゼロにおいて存在する場合、胸壁力アプリケータからの胸部圧縮処置およびマウスピースにおける胸部圧縮処置の間の圧力波形のグラフである。
【図８ｃ】
図８ｃは、マウスピースにおける圧力が胸壁力アプリケータによって生成される圧力よりも大きい場合、胸壁力アプリケータからの胸部圧縮処置およびマウスピースにおける胸部圧縮処置の間の圧力波形のグラフである。
【図９】
図９は、第１の実施形態、第２の実施形態、および第３の実施形態の特徴を全て含む気道処置装置の第４の実施形態のブロック図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８ａ】
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【図８ｂ】
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【図８ｃ】
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【図９】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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