(57)【要約】  対象２９０に胸腔内圧パルスを供給する心肺蘇生ＣＰＲデバイス１００、２００、４００であって、上記対象２９０の気道に空気を供給する空気圧力発生器１１０、３１０、４１０を有し、上記空気圧力発生器１１０、３１０、４１０が、上記対象の肺の容積を増加させることにより上記対象２９０の心臓の圧迫を誘発するため、上記対象の胸腔内圧を時間的に増加させる第１の複数の陽圧パルス７７１を含む第１の出力４１２、７７０ａ、７７０ｂを生成する第１のモードで作動し、上記対象２９０の肺への確実な空気流を提供するための第２の複数の陽圧パルスを含む第２の出力４１４、８８０を生成する第２のモードで作動し、及び第１の出力４１２、７７０ａ、７７０ｂと第２の出力４１４、８８０との重ね合わせである結果出力４２５、９８６、１０８６を上記対象２９０の気道に供給するよう構成され、上記第１の複数の陽圧パルス７７１が、３０ｍｂａｒより大きい振幅と１分当たり４０から２４０ビートの範囲の周波数とを持ち、上記第２の複数の陽圧パルスは、３０ｍｂａｒより小さい振幅と、１分当たり３から２０サイクルの範囲の周波数とを持つ。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
胸腔内圧力パルスを対象に供給する心肺蘇生法ＣＰＲデバイスであって、
前記対象の気道に空気を供給する空気圧発生器を有し、
前記空気圧発生器が、
前記対象の肺の容積を増加させることにより前記対象の心臓の圧迫を誘発するため、前記対象の胸腔内圧を時間的に増加させる第１の複数の陽圧パルスを含む第１の出力を生成する第１のモードで作動し、
前記対象の肺への確実な空気流を提供するための第２の複数の陽圧パルスを含む第２の出力を生成する第２のモードで作動し、
及び前記第１の出力と前記第２の出力との重ね合わせである結果出力を前記対象の気道に供給するよう構成され、
前記第１の複数の陽圧パルスが、３０ｍｂａｒより大きい振幅と１分当たり４０から２４０ビートの範囲の周波数とを持ち、前記第２の複数の陽圧パルスは、３０ｍｂａｒより小さい振幅と、１分当たり３から２０サイクルの範囲の周波数とを持つ、ＣＰＲデバイス。
【請求項２】
前記空気圧発生器が、前記第１のモードと前記第２のモードとを同時に作動させる、請求項１に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項３】
前記デバイスが、前記対象の測定されたバイタルサインを受信し、前記空気圧発生器は、前記測定されたバイタルサインに基づき、前記第１の複数の陽圧パルス及び／又は前記第２の複数の陽圧パルスを供給する、請求項１又は２に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項４】
前記第１の複数の陽圧パルス及び／又は前記第２の複数の陽圧パルスの振幅及び／又は周波数が、前記受信されるバイタルサインに依存する、請求項３に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項５】
前記デバイスが、前記受信されるバイタルサインが所定の範囲内にあるかどうかをチェックするため、前記第１の複数の空気圧パルスを所定の時間供給するのを中断し、前記デバイスは更に、前記バイタルサインが前記所定の時間の間前記所定の範囲内にないとき、前記第１の複数の空気圧パルスを供給することを継続する、請求項３又は４に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項６】
前記受信されるバイタルサインがＥＣＧ信号であり、前記デバイスは、前記第１の複数の空気圧パルスの供給中に前記ＥＣＧ信号を取得し、前記デバイスが、前記受信されるＥＣＧ信号が所定の基準を満たすとき、前記供給を停止する、請求項３乃至５のいずれかに記載のＣＰＲデバイス。
【請求項７】
前記受信されるバイタルサインが、前記対象の呼吸性能を測定するための呼吸信号である、請求項３乃至５のいずれかに記載のＣＰＲデバイス。
【請求項８】
前記デバイスが、前記対象の自発呼吸の測定を使用して、前記対象の脈拍を検出する、請求項７に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項９】
前記デバイスが、前記対象の測定された胸腔内圧を受信し、前記空気圧発生器は更に、前記測定された胸腔内圧に基づき、前記第１の複数の陽圧パルスの振幅を設定する、請求項１乃至８のいずれかに記載のＣＰＲデバイス。
【請求項１０】
前記第１の複数の陽圧パルスの振幅が、一定のピーク胸腔内圧力を生成するよう設定される、請求項９に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項１１】
前記空気圧発生器が更に、前記第１の複数の陽圧パルスの後に陰圧パルスを供給する、請求項１乃至１０のいずれかに記載のＣＰＲデバイス。
【請求項１２】
前記陰圧パルスが、前記第１の複数の陽圧パルスの振幅よりも小さい振幅を持つ、請求項１１に記載のＣＰＲデバイス。
【請求項１３】
ＣＰＲを提供するシステムであって、請求項１乃至１２の任意の一項に記載のＣＰＲデバイスと、前記対象の気道に空気圧パルスを供給する空気圧発生器に接続される患者インタフェースと、前記対象のバイタルサインを測定するセンサとを有する、システム。
【請求項１４】
前記センサが、フォトプレチスモグラフィＰＰＧセンサである、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
前記対象の胸腔内圧を測定するセンサを更に有する、請求項１３又は１４に記載のシステム。
【請求項１６】
胸腔内の陽圧空気圧パルスを対象に供給する空気圧発生器を作動させる方法において、
前記空気圧発生器が、第１及び第２のモードで作動することができ、各モードは、特定のプロファイルに基づき空気圧を発生させ、
上記方法が、
前記対象の肺の容積を増加させることにより前記対象の心臓の圧迫を誘発するため、前記対象の胸腔内圧を時間的に増加させる第１の複数の陽圧パルスを含む第１の出力を生成する第１の動作モードを作動させるステップと、
前記対象の肺への確実な空気流を提供するための第２の複数の陽圧パルスを含む第２の出力を生成する第２の動作モードを作動させるステップとを有し、
前記空気圧発生器により生成される出力が、前記第１の出力と前記第２の出力の重ね合わせであり、
前記第１の複数の陽圧パルスが、３０ｍｂａｒより大きい振幅と１分当たり４０から２４０ビートの範囲の周波数とを持ち、前記第２の複数の陽圧パルスは、３０ｍｂａｒより小さい振幅と、１分当たり３から２０サイクルの範囲の周波数とを持つ、方法。
【請求項１７】
コンピュータに、請求項１６に記載の方法を実行させるためのコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、空気圧パルスを供給することにより、心肺蘇生（ＣＰＲ）を対象に提供するデバイス及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
心肺蘇生（ＣＰＲ）は、心停止又は心室細動中の人における血液循環及び呼吸を回復させる緊急処置である。蘇生ガイドラインによれば、ＣＰＲは、患者の気道を清掃及び開放し、救助呼吸を提供する（救助者が対象の口又は鼻に吐き出すことにより気流を提供する）又は患者のために手動で操作されるバッグバルブ又は動力式携帯換気装置で換気を行い、並びに全身及び肺の血管に人工循環を作り出す努力において、毎分約１００回のレートで割合で胸部圧迫を適用することを含む。外部の胸部圧迫は、胸郭において心臓に正の圧力を生じさせ、結果として、血液を心室から血管に押し込む。胸部圧迫の解放の間、胸部は反動し、心室を静脈血で補充することを可能にする。ＣＰＲは、心臓リズムを誘導するのに成功する場合がある。ＣＰＲは、患者が自発循環（ＲＯＰＣ）を取り戻すまで継続される。自発循環が再確立されない場合、人は数分以内に死亡する。
【０００３】
換気は、心停止の治療中のＣＰＲの重要な要素である。静脈血は、酸素（０２）が枯渇し、二酸化炭素（ＣＯ２）が豊富な筋肉及び器官から心臓に戻る。体のさまざまな部分からの血液は、心臓（混合静脈血）に混入され、肺へと送り込まれる。肺では、血管は、小さな肺嚢（肺胞）を取り囲む小さな血管の網目へと分岐する。肺胞を囲む血管の正味の合計は、それらの濃度勾配に沿った拡散によるガスの交換のための大きな表面積を提供する。
【０００４】
一貫した高品質の手動ＣＰＲを実行することは非常に困難である。ＣＰＲの品質は生存の鍵であるため、信頼性が低く、長時間の手動胸部圧迫を置換する自動化されたデバイスを持つ強い動機付けが存在する。この点に関して、最近、自動ＣＰＲ（Ａ-ＣＰＲ）システムが市場に導入された。
【０００５】
ＣＰＲ中に使用するため所望の気道圧を供給することができる自動人工呼吸器も既知である。例えば、ＵＳ４３２６５０７号は、複数の圧縮サイクルにわたり換気を供給し、その後、換気の間の期間中に別の一連の圧縮サイクルを供給する、組み合わされた胸部圧縮器及び人工呼吸器を記載する。
【０００６】
胸部圧迫が適用される間、既知の換気デバイス（この文脈では人工呼吸器又は蘇生器とも呼ばれる）はうまく機能しない。既知のデバイスは、所定の固定された換気手順に従っており、胸部圧迫を患者に適用している人、例えば救急医は、この手順と同期しなければならない。胸部圧迫を加えることは、人を非常に速く消耗させるタスクであり、同期化はすぐにより困難になる。胸部の圧迫は通常、換気デバイスにおける警報を引き起こす患者の気道内の高圧ピークをもたらす場合がある。人が換気デバイスの換気サイクルと非同期的に胸部圧迫を適用し続ける場合、胸部圧迫中の正のＩＴＰ圧が、換気システムにより提供される陽圧に反作用し、結果として肺への空気流を禁止する可能性が高い。大人の気道の典型的な死腔は、約１５０ｍｌである。人工呼吸器が死腔より高い一回換気量を供給できない場合、二酸化炭素富化空気が、酸素富化空気と交換されることができない。
【０００７】
現在の米国心臓協会の勧告は、３０回の圧迫ごとに２回の連続換気を行うことであるが、その勧告は大部分において公布されたものである。なぜなら、救助者による圧迫と換気との間で切り替えることによる遅延が、不十分なレベルの胸部圧迫、及び結果として循環を生じさせることが判明したためである。胸部圧迫及び換気の機能を統合する機械的デバイスの場合にはそれは望ましい。
【０００８】
ＥＰ００２９３５２号は、換気を使用するための様々なＣＰＲ手順を論じ、その特定のものを提唱する。この公報は、特定のＣＰＲプロトコルを実行する装置を開示する。この装置は、患者の胸部を周期的に圧縮するための相互心臓圧縮器手段と、圧縮器手段の少なくとも１つのサイクルを包含する期間にわたって患者の肺を比較的良性の制限圧力まで膨張させる換気手段との組み合わせを有する。ＣＰＲ装置の心臓コンプレッサー及び人工呼吸器の両方が、空気圧で作動され、及び空気圧で制御される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
Ａ-ＣＰＲデバイスは、これまでのところ手動ＣＰＲを代替できるＣＰＲ手順の提供を確実にすることができなかった。主な問題は、特に患者を安定した平坦な表面に置くことができない状況において、デバイスを患者に適切にフィットさせることが困難であることである。更に、Ａ-ＣＰＲ自体の患者インタフェースは、患者の大きさに合わせて調整される必要があり、これは、手順を実質的に遅延させる場合がある。更に、機械式人工呼吸器と組み合わせたＡ-ＣＰＲデバイスの使用は、特に救助者が到達が難しい場所で患者に接しなければならないとき、２つの異なるデバイスにより生成される困難さ故、更に複雑になる。
【００１０】
ＵＳ２０１２／１１８２８５Ａ１号は、呼吸不全及び睡眠時無呼吸のような呼吸器官障害及び呼吸系障害を患っている人に換気療法を提供するよう構成された人工呼吸器に関する。ＵＳ５９８８１６６Ａ号は、患者の肺の換気を助ける又は生成する別の換気デバイスを開示する。
【００１１】
ＵＳ５０５６５０５Ａ号は、人、特に嚢胞性線維症に冒された人の肺からの粘液の緩和及び排除を助ける胸部圧迫ベストのような胸部圧迫デバイスに関する。
【００１２】
ＵＳ５６９２４９８Ａ号は、ＣＰＲ処置の一部としての外部胸部圧迫及び減圧に関連して使用されるデバイス及び方法を開示する。特に、そこに開示されるデバイス及び方法は、ＣＰＲを行うとき胸部圧迫及び減圧によりもたらされる心肺循環を増加させることを目的とする。
【００１３】
ＵＳ２０１４／１８００３６Ａ１号は、睡眠時無呼吸発症を予測及び最小化又は回避するための無線睡眠時無呼吸治療システムを記載する。
【００１４】
患者のサイズ又は位置から独立して容易かつ迅速に患者に接続される自動ＣＰＲデバイスを持つことが有利であろう。
【００１５】
従って、本発明の目的は、斯かる問題に対処するデバイス及び方法を提供することである。この目的は、請求項１のＣＰＲデバイス、請求項１６に記載の空気圧発生器を作動させる方法、及び請求項１７に記載のコンピュータプログラムにより解決される。有利な実施形態が、従属項において規定される。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の第１の態様では、この目的は、胸腔内圧パルスを対象に供給するＣＰＲデバイスにより達成され、このデバイスは、上記対象の気道に空気を供給する空気圧発生器を有し、上記空気圧発生器が、上記対象の肺の容積を増加させることにより上記対象の心臓の圧迫を誘発するため、上記対象の胸腔内圧を時間的に増加させる第１の複数の陽圧パルスを含む第１の出力を生成する第１のモードで作動し、上記対象の肺への確実な空気流を提供するための第２の複数の陽圧パルスを含む第２の出力を生成する第２のモードで作動し、及び第１の出力と第２の出力との重ね合わせである結果出力を上記対象の気道に供給するよう構成され、上記第１の複数の陽圧パルス（ＰＰＰ）が、３０ｍｂａｒより大きい振幅と１分当たり４０から２４０ビートの範囲の周波数とを持ち、上記第２の複数の陽圧パルスは、３０ｍｂａｒより小さい振幅と、１分当たり３から２０サイクルの範囲の周波数とを持つ。
【００１７】
本発明の利点は、ＣＰＲが手動により又はデバイスを用いて供給され、換気がマウストゥマウス呼吸で又は異なるデバイスを用いて提供されるといった従来技術とは対照的に、同じデバイス及び同じ患者インタフェースを用いて、ＣＰＲ及び換気を同時に提供することが可能であることである。
【００１８】
第２の態様において、上記目的は、胸腔内の陽圧空気圧パルスを対象に供給する空気圧発生器を作動させる方法により達成され、上記空気圧発生器が、第１及び第２のモードで作動することができ、各モードは、特定の出力に基づき空気圧を発生させ、上記方法が、第１の出力を生成する第１の動作モードを作動させるステップと、第２の出力を生成する第２の動作モードを作動させるステップとを有し、上記空気圧発生器により生成される結果出力が、上記第１の出力及び上記第２の出力の重ね合わせであり、上記第１の出力は、上記対象の肺の容積を増加させることにより上記対象の心臓の圧迫を誘発するため、上記対象の胸腔内圧を時間的に増加させる第１の複数の陽圧パルスを含み、上記第１の複数の陽圧パルスが、３０ｍｂａｒより大きい振幅と１分当たり４０から２４０ビートの範囲の周波数とを持ち、上記第２の出力は、上記対象の肺への確実な空気流を提供するための第２の複数の陽圧パルスを含み、上記第２の複数の陽圧パルスは、３０ｍｂａｒより小さい振幅と、１分当たり３から２０サイクルの範囲の周波数とを持つ。第２のモードでは、第２の出力は、１サイクルの間、ある気流を保証するようフロー制御されるか、又は所定のプロトコルに基づき第２のモード圧力を増減するように圧力制御され得る。フロー制御モードは、機械的換気、即ち患者が自発呼吸を示さないときに使用され、一方、自発呼吸が回復されるが、対象が依然として適切な呼吸のために外部サポート（換気補助）を必要とするとき、圧力制御モード（ＢｉＰＡＰプロトコルなど）が使用される。
【００１９】
第３の態様では、上記目的は、コンピュータに、本発明の第２の態様に記載の方法を実行させるためのコンピュータプログラムにより達成される。
【００２０】
更に、方法に関する本発明のすべての実施形態は、記載されるステップの順に実行されることができるが、これは、方法のステップの唯一の及び本質的な順序である必要はない点に留意されたい。方法ステップのすべての異なる順序及び組み合わせがこれにより記載される。
【００２１】
本発明は、肺を繰り返し膨張させ、一時的に胸腔内圧（ＩＴＰ）を増加させることにより心臓を圧縮するデバイスを提供することで上述した問題を解決する。ＩＴＰの増加は、心臓の圧迫を誘発する。なぜなら、心臓が胸郭を肺と共有するからである。これは、手動又は体外式自動ＣＰＲにより使用されるのと同じ機構であり、伝統的なＣＰＲでは、（胸部を圧縮することにより）胸郭の容積を減少させ、ＩＴＰが増加されるが、本発明によれば、肺容積を増加させることによりＩＴＰが増加される。
【００２２】
更に、空気圧パルスを供給することによりＩＴＰが増加されるので、本発明は、同じ空気圧発生器を使用して、機械的又は補助換気によるＩＴＰパルス及び確実な空気流が供給される。
【００２３】
第１の態様によるデバイスの実施形態では、上記空気圧発生器が、上記第１のモードと上記第２のモードとを同時に作動させる。
【００２４】
第１の態様によるデバイスの実施形態では、上記デバイスが、上記対象の測定されたバイタルサインを受信し、上記空気圧発生器は、上記測定されたバイタルサインに基づき、上記第１の複数の陽圧パルス及び／又は上記第２の複数の陽圧パルスを供給する。斯かる実施形態の利点は、例えば、測定されたバイタルサインを受信するとき決定される、対象の状態に基づき、ＰＰＰの供給を自動的に適合させることができるようにデバイスを設定することが可能であることである。更に、デバイスは、異なるモードで作動することができるので、受信される測定されたバイタルサインに基づき、動作モードを選択することが可能である。
【００２５】
第１の態様によるデバイスの別の実施形態では、上記デバイスが、上記受信されるバイタルサインが所定の範囲内にあるかどうかをチェックするため、上記第１の複数の空気圧パルスを所定の時間供給するのを中断し、上記デバイスが更に、上記バイタルサインが上記所定の時間の間上記所定の範囲内にないとき、上記第１の複数の空気圧パルスを供給することを継続する。この実施形態の利点は、対象がもはや必要でなくなると自動的にＣＰＲの供給を停止するようにデバイスを構成することが可能であることである。
【００２６】
第１の態様によるデバイスの別の実施形態では、上記空気圧発生器が更に、上記第１の複数の陽圧パルスの後に陰圧パルスを供給する。この実施形態の利点は、圧縮後に心臓がより容易に膨張することを可能にすることである。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】本発明の例示的な実施形態によるデバイスの概略図である。
【図２】対象に接続されるデバイスの概略図である。
【図３】本発明の別の例示的な実施形態によるデバイスの概略図である。
【図４】本発明の別の例示的な実施形態によるデバイスの概略図である。
【図５】ＩＴＰにおける変動が心臓に及ぼす影響の概略図である。
【図６】本発明の一実施形態によるデバイスを作動させる方法を表すフロー図である。
【図７】可能なＰＰＰの圧力プロファイルを表すグラフである。
【図８ａ】本発明の実施形態によるデバイスにより供給されるフローと、機械換気中の肺容積及びＩＴＰにおける変化との間の関係を示すグラフである。
【図８ｂ】本発明の実施形態によるデバイスにより供給されるフローと、陽圧支持自発呼吸中の肺容積及びＩＴＰにおける変化との間の関係を示すグラフである。
【図９】本発明の実施形態による機械式換気デバイスの風量プロファイルを示すグラフである。
【図１０】本発明の他の実施形態による機械式換気デバイスの風量プロファイルを示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
本発明の例示的な実施形態が、以下の図面において説明される。
【００２９】
本発明は、心臓が適切に機能していないとき、咳が心臓の圧迫を誘発し、従って血流を刺激することができるという発明者の見識に基づかれる。例えば、突然の不整脈（異常な心臓リズム）中に、意識があり応答性のある人は、脳への十分な血流を維持するため、強制的かつ反復的に咳をすることができ、不整脈が治療されるまでの数分間意識が保たれる。血流は、頻繁に繰り返される強力な咳の間に起こる胸部における圧力上昇により維持される（ｈｔｔｐ:／／ｗｗｗ.ｈｅａｒｔ.ｏｒｇ／ＨＥＡＲＴＯＲＧ／Ｃｏｎｄｉｔｉｏｎｓ／Ｍｏｒｅ／ＣａｒｄｉａｃＡｒｒｅｓｔ／Ｃｏｕｇｈ-ＣＰＲ_ＵＣＭ_４３２３８０_Ａｒｔｉｃｌｅ.ｊｓｐ）。公表された症例は、人々が激しい咳により心停止の間に何らかの種類の心拍出量を維持できることを報告している（いわゆる「咳ＣＰＲ」）。このシナリオは通常、監視される間、しばしば心臓カテーテル法を受けている間に、患者が心室細動又は心停止を発症するというものであった。患者は咳をするように促され、測定可能な循環が記録され、心臓は、洞リズムで定期的に鼓動し始める。この証拠は、ＣＰＲ中の胸部圧迫は、成功するという理論を裏付ける。なぜなら、それらはＩＴＰを繰り返し増加させ、これは、心臓の圧迫を引き起こし、血液の流れを生じさせるからである。
【００３０】
自発的に咳をするとき、まず激しい吸入により肺が膨らみ、その後胸郭を取り囲む筋肉が突然収縮し、肺を押してＩＴＰを突然増加させる（図５及び以下の関連の説明も参照）。ＩＴＰの斯かる増加は、肺から激しく空気を押し出し、咳のストロークを引き起こす。同時に、心臓は、同じ急激な圧力上昇の影響を受ける。なぜなら、それは、胸郭における空間を肺と共有するからである。
【００３１】
咳をするとき、ＩＴＰにおける増加は、胸部の筋肉が肺を圧迫することによる。しかしながら、本発明者らは、逆の機構を介して、即ち空気を肺に押し込むことにより同じ効果が得られることを認識した。胸部筋肉の解剖学的構造及び機械的特性が、胸郭を肺よりもゆっくりと拡張させることをもたらすという事実により、肺への空気の押し込みは一時的にＩＴＰを増加させる。増加されたＩＴＰがその後心臓に送られ、心臓が圧縮される。従って、空気が伝統的なＣＰＲの頻度と同様の頻度で、制御された態様で肺に押し込まれるならば、それは、血流が伝統的なＣＰＲにより刺激される程度と同じくらい、血流を刺激することが可能である。
【００３２】
本発明の文脈において、陽圧パルスは、ある圧力プロファイルを備える特定の気流の対象への供給に関する。そのプロファイルは、急速な上昇に続いて比較的短いプラトー、斯かるプラトーの後の急激な圧力低下により特徴付けられる。斯かる低下は必ずしも上昇ほど急峻である必要はなく、プラトーは異なる長さを持つことができる。図７及び以下の関連する説明も参照のこと。
【００３３】
本発明の文脈において、患者を機械的に換気することは、対象の自発呼吸を支持する又は完全に置き換えることを意味する。
【００３４】
図１は、本発明の一実施形態によるデバイス１００の概略図を示す。デバイス１００は、空気圧発生器１１０を有し、デバイス１００を作動させるとき使用される他の要素に接続されるよう設計される。特に、図１は、配管１３１を介してデバイスに接続可能な患者インタフェース１３０；対象に取り付け可能であり、測定される生理的信号を、電気ケーブル又は無線を介してデバイス１００に送信することができるセンサ１４０を示す。デバイス１００は、情報をユーザに示すためのディスプレイ１１７を有することもできる。空気圧発生器１１０は、空気圧を発生させることができる任意の種類のデバイス、例えば送風機又は圧縮空気タンクを有することができる。一実施形態では、患者インタフェース１３０は、鼻及び口を適切に密閉する全面マスクである。別の実施形態では、患者インタフェース１３０は、複数のセンサ１４０を具備する。例えば、ＥＣＧを測定するための電気センサ、マスクのホースに結合された圧力センサ、流量センサ、及び呼気のＣＯ２濃度を分析するためのカプノグラフィデバイスを含む。しかし、任意の数及び組み合わせのセンサが、本発明の範囲に含まれる。
【００３５】
図２は、対象２９０に接続されるときの、以前のデバイス１００と同様のデバイス２００の概略図を示す。デバイス２００は、患者インタフェース２３０及び配管２３１を介して対象２９０に結合される。センサ２４０は、対象２９０に適用され、対象のバイタルサイン、例えば心臓及び呼吸パターンを監視するために使用される。センサ２４０は、コントローラ２１５に結合され、これは次にデバイス２００に接続される。センサ２４０、患者インタフェース２３０及びコントローラ２１５は、デバイス２００の一部であってもよいが、それから分離されることもでき、任意の適切な要素が使用されることができる。この実施形態によるデバイス２００は、心停止を経験している対象にＣＰＲを供給するために使用される独立型ＣＰＲデバイスとして使用されることができる。救助者が、例えばセンサ２４０を介して又は他の一体化されたセンサ若しくは外部センサを介して、対象２９０が実際に心停止を経験していることを確認すると、彼らは、患者インタフェース２３０を対象２９０の気道に適用し、対象の位置又はサイズにデバイスを適合させる必要なく、ＣＰＲ処置を直ちに開始することができる。本発明によるＣＰＲ処置が、仰臥、横臥又は直立のいずれの身体位置においても実行されることができることは、本発明の利点である。起動されると、デバイス２００は、１分当たり４０〜２４０ビートの範囲の所定の周波数でＰＰＰを供給する。好ましくは、動作周波数は、対象２９０の平均生理心拍数と実質的に同様に選択され、例えば休息ＨＲが６０、最大ＨＲが１６０である成人の場合、１分当たり１１０ビートである。本発明の文脈において、「生理学的ＣＰＲ心拍数」とは、本発明が適用される患者の類似の年齢、性別及びサイズの人の平均心拍数を意味する。しかしながら、鼓動をよりよく模倣するため、対象の年齢に基づきＰＰＰ周波数を変更することも可能である。例えば、幼児の安静時及び最大心拍数は、高齢者の心拍数よりも高い。この実施形態によるデバイス２００を使用するとき、対象２９０は、例えば容積保証型機械的人工呼吸器、陽圧気道圧力（ＰＡＰ）デバイス、又はマウストゥマウス呼吸を介してといった異なる手段により、換気されることができる。一実施形態では、デバイスは、設定を調整するのに費やされる時間を短縮するため、成人、中年の人に適合される所定のＰＰＰ設定を用いてデフォルトで設定されることができる。
【００３６】
図３は、図２に示される実施形態の代替例を示す。そこでは、空気圧発生器３１０が、圧縮空気タンク３１０を有し、その出力がコントローラ３１５により制御される、空気圧発生器３１０は、管３３１及び患者インタフェース３３０を介して対象に結合される。斯かる実施形態の利点は、空気タンクが大気と比較して異なるガス組成により特徴付けられる空気流を提供できることである。例えば、より高い酸素濃度の空気流、又は酸化窒素（ＮＯ）補給物が提供されることができる。更なるオプションの特徴として、気流は、状況及び対象に特有の所望の生理学的効果を誘発するため、ネブライザー３０５により提供される粒子及びエアロゾル、例えば、気管支拡張を誘発し、換気を促進する化合物を更に有することができる。
【００３７】
この実施形態では、センサ３４０が患者インタフェース３３０に含まれる。圧縮空気タンク３１０及びセンサ３４０のような、図３に示される空気圧発生器及びセンサの代替物が、本発明の他のすべての実施形態において実現されることができることが意図される。
【００３８】
ＣＰＲ及び機械的換気又はデバイス補助ＰＡＰを同時に供給する単一のデバイスを持つことは有益である。これは、邪魔にならず、及び従って、例えば対象が心停止事象を起こしているような緊急位置に持ち運ぶのが容易である。
【００３９】
図４は、上述の問題を解決するため別の実施形態による本発明を概略的に示す。本発明によれば、デバイス４００は、ＰＰＰを供給するためだけでなく、対象を機械的に換気する（又は支援された換気を提供する）ためにも使用される。これは例えば、センサ４４０により受信されるバイタルサイン測定に基づき、その動作を制御するコントローラ４１５を有する空気圧発生器４１０により実現されることができる。空気圧発生器４１０は、第１の出力４１２を生成することができる第１のサブ発生器４１１と、第２の出力４１４を生成することができる第２のサブ発生器４１３とを有する。サブ発生器４１１及び４１３はそれぞれ、異なる機能専用とすることができ、例えばサブ発生器４１１は、ＣＰＲを供給するための出力４１２を生成し、サブ発生器４１３は、患者を機械的に換気するための出力４１４を生成する。しかしながら、他の組み合わせが可能であることは、本発明の範囲内である。例えば、追加のサブ発生器を含むことが可能である。本発明によれば、単一のデバイス４００は、ＣＰＲ及び機械的（又は補助的）換気、即ち心停止事象を経験している対象の救助に必要とされる主な処置の両方を行うことができる。デバイス４００は更に、例えば患者が自発的に呼吸していない場合の正常な換気、及びある程度の自発呼吸が検出される場合のＣＰＡＰ／ＢｉＰＡＰモードなど、異なる既知の様式に基づき、対象を換気することができる。２つの動作モードを供給できるよう空気圧発生器４１０を設計する１つの可能な方法は、例えば、参照により本明細書に組み込まれるＵＳ６７０８６９０号に記載される。空気圧発生器４１０を作動させる可能な方法が本書に記載される。この方法は、第１の動作モードを起動するステップであって、上記第１のモードが、第１の出力４１２を生成し、上記第１の動作モードの起動は、受信されるバイタルサインに依存する、ステップと、第２の動作モードを起動するステップであって、上記第２モードが、第２の出力４１４を生成し、上記第２の動作モードの起動は、受信されるバイタルサインに依存するステップとを有し、空気圧発生器により生成される出力４２５が、第１の出力４１２と第２の出力４１４の重ね合わせであることを特徴とする。
【００４０】
図５は、本発明によるデバイスにより生成されたＰＰＰがどのように心臓圧迫を誘発し、及び従ってどのように対象における血流を誘発するかを概略的に示す。陽圧パルス５５０が対象の肺５５２に加えられると（図５Ａ）、肺５５２が膨張し、ＩＴＰが増加され、矢印５５１で示されるように、心臓５５３に加わる圧縮力をもたらす。こうして心臓が圧縮されると、血液は、心臓から動脈に押し出され、手動胸部圧迫により生成される循環と同様の人工循環がもたらされる。
【００４１】
逆に、空気圧発生器により生成される圧力が減少すると（図５Ｂ）、肺内の空気５５４が環境に戻され、その結果ＩＴＰも減少し、肺５５２は収縮し、心臓は再び膨張することが可能にされる。こうして、静脈血がそこに吸引され、人工的に開始された心拍サイクルが完了される。
【００４２】
図６は、例えば図４の実施形態による、本発明の一実施形態によるＣＰＲデバイス（図示省略）の使用のための可能なワークフローを示す。ステップ６６０において、ＣＰＲデバイスは、それが対象に接続された後に開始され、かつ対象のバイタルサインを検出するための、特に対象の脈拍を検出するためのセンサが、ＣＰＲデバイス及び対象に接続された後に開始される。一旦開始されると、ステップ６６１において、ＣＰＲデバイスは、ＣＰＲを提供するため、３０ミリバールより大きい振幅及び毎分４０〜２４０ビートの範囲の周波数で対象ＰＰＰの気道に空気を供給し、同時に、対象への確実な空気流を提供するため、３０ミリバールより小さい振幅及び毎分３〜２０サイクルの範囲の周波数でＰＰＰを供給する。ＣＰＲデバイスは、ステップ６６２において、センサにより心拍が検出されるまでこのモードで動作し続ける。この時点で、ステップ６６３において、ＣＰＲが中断される。これは、自動的に発生することができ、又はオペレータにより手動で操作されることができる。両方の可能性が本発明の範囲内にある。例えば、回復された心拍数は、図１のセンサ１４０のようなセンサにより測定されることができ、センサ１４０は例えば、患者インタフェースに一体化される、又は患者の胸部に取り付けられる（ＥＣＧ電極のような）電気センサとすることができる。代替的に、回復された心拍が、指ＰＰＧセンサのフォトプレチスモグラフ信号において検出されることができる。なぜなら、自然な心拍のＰＰＧ信号は、ＣＰＲ ＰＰＰにより生成される人工脈動とはタイミング及び形状において異なるからである。ステップ６６３において、ＣＰＲ ＰＰＰが停止されると、ステップ６６４において、自発呼吸が検出されるまで、補助換気が継続される。自発呼吸は、例えば、デバイス６６１に流量及び圧力計を含めることにより検出されることができ、自発的吸気及び／又は呼気サイクルの開始の検出は、例えばＰｈｉｌｉｐｓ／ＲｅｓｐｉｒｏｎｉｃｓのＣＰＡＰ／ＢｉＰＡＰシステムから当業者に知られる。自発呼吸が検出されると、ＣＰＲデバイスは、ステップ６６５において、対象の自発呼吸を支援するＢｉＰＡＰ換気動作モードに切り替わることができる。この場合、斯かる切り替えが自動的に又は手動で行われることも、本発明の範囲内である。自発呼吸が検出されない場合、オペレータにより手動で停止されない限り、ＣＰＲデバイスはステップ６６７において動作を継続する。前述のすべての状況において、センサは、心拍を監視し続け、別の心停止又は異常が検出されると直ちに、ステップ６６６及び６６８のようにＣＰＲの供給が再び開始される。
【００４３】
図７は、本発明によるＣＰＲを誘導するための一連のＰＰＰの可能な出力７７０ａ及び７７０ｂのグラフを示す。図７のグラフにおいて、時間はｘ軸に沿って示され、圧力はｙ軸に沿って示される。図７のグラフは、本願の他の全てのグラフと同様に、縮尺通りに描かれておらず、単に本明細書に記載されるものの視覚化を支援するのに使用される点を理解されたい。出力７７０ａ及び７７０ｂは、肺膨張フェーズ７８１及び肺収縮フェーズ７８２をそれぞれ指す。完全なＰＰＰ７７１それぞれの初めに、空気圧が、上昇部分７７２ａ及び７７２ｂにより示されるように、最大７７４ａ又は７７４ｂへと急速に増加される。最大圧力は、７７６ａ及び７７６ｂのように、圧力が再び低下されるまで、短期間の間維持される。この期間は、プリセットされることができ、かつ特定の状況に応じて変更されることができる。この低下は、典型的には上昇７７２ａ及び７７２ｂと比較して緩やかな態様であり、最小７７８ａ又は７７８ｂに達する。各フェーズ７７２ａ〜７７８ａ及び７７２ｂ〜７７８ｂの形状、振幅及び長さは、デバイスを使用する介護者により変更されることができ、図５に示されるものに限定されない。肺の収縮の間、肺の容積の減少によるＩＴＰにおける変化を補償するため、異なる絶対振幅のＰＰＰを生成することが好ましい。しかしながら、本発明は、種々のＰＰＰ間のすべての可能な関係を考慮する。
【００４４】
図８ａは、典型的な容積保証機械的換気を受ける対象の肺容積８８３及びＩＴＰ８８４の挙動を示すグラフである。図８のグラフにおいて、時間はｘ軸に沿ってプロットされ、流れ及び肺の容積はｙ軸に沿ってプロットされる。人工呼吸器出力８８０は、肺膨張フェーズ８８１及び肺収縮フェーズ８８２に沿った空気圧／流れ発生器、例えば空気圧発生器１１０〜４１０により供給される空気の出力空気流を表す。膨張フェーズ８８１の間、空気圧発生器は、対象の肺にある一定の空気流を、通常は２００ｍｌ／秒のオーダーの空気流を供給する。空気が一定の空気流で肺に供給される間、肺は膨脹し、従って肺容積は、８８３で示されるように、肺収縮８８２が始まるときピークに達するまで絶えず増加する。容積における増加の結果として、ＩＴＰ圧力も、８８４で示されるように、肺容積の増加に正比例して増加する。肺の収縮８８２が開始するとき、空気圧発生器は供給空気圧を低下させ、結果的に、胸部の筋肉及び肺の弾力性のため、肺が収縮することが可能にされ、肺収縮８８２が終了し、肺膨張８８１ａが再び開始するとき、肺容積８８３及びＩＴＰ８８４が最小まで減少される。
【００４５】
図８ｂは、図８ａと同様であり、機械的換気の代わりに圧力支援呼吸を受けている対象の肺及びＩＴＰプロファイルが示される。この実施形態における主な相違点は、人工呼吸器出力８８０が、出力空気流の代わりに空気圧１１０-４１０により供給される空気のＢｉＰＡＰモードにおける出力圧力を表すことである。ＢｉＰＡＰモードでは、膨張フェーズ８８１の間、空気圧発生器が、対象の肺に対しある一定の陽圧を、通常は２０ｍｂａｒのオーダーの圧力を供給する。容積保証機械的換気が行われるときと同様、空気が一定圧力で肺に供給される間、肺収縮８８２が始まるときピークに達するまで、肺、及び従って肺容積は８８３により示されるように絶えず増加する。容積における増加の結果として、ＩＴＰ圧力は、８８４で示されるように、肺容積における増加に正比例して増加する。肺の収縮８８２が開始するとき、空気圧発生器は供給空気圧を低下させ、結果的に、胸部の筋肉及び肺の弾力性のため、肺が収縮することが可能にされ、肺収縮８８２が終了し、肺膨張８８１ａが再び開始するとき、肺容積８８３及びＩＴＰ８８４が最小まで減少される。
【００４６】
図９は、気圧発生器１１０-４１０が、ＣＰＲモード及び機械的換気モード（ＣＰＲ／機械換気モード）で同時に作動される場合のＩＴＰプロファイル９８５を示すグラフである。図９のグラフでは、時間がｘ軸に沿って示され、膨張フェーズ９８１の後に収縮フェーズ９８２が続く。一方圧力及び体積はｙ軸に沿って示される。これは例示的なグラフに過ぎない。空気圧発生器１１０〜４１０の出力９８６は、ＣＰＲを供給する出力、例えば図７の出力７７０、及び機械的換気を提供するための出力、例えば図７に示される出力９８０との重畳の結果である。破線９８７及び９８８はそれぞれ、出力９８０の上側及び下側のベースラインを表し、破線９８９及び９９０は、出力９８６の対応するベースラインを表す。本願の文脈において、ベースラインは、ＰＰＰが存在しない場合の出力、例えば出力９８０及び９８６の流量又は圧力値を意味する。上側及び下側のベースラインは、吸気及び呼気フェーズの間のベースラインをそれぞれ参照する。図９のグラフに表されるように、出力９８０のベースライン９８７及び９８８は、出力９８６のベースライン９８９及び９９０より絶対値において大きい振幅を持つ。この相違の理由は以下のように説明される。機械的換気は、肺を完全に膨張させるのに少なくとも十分な量の空気を患者の肺に供給するよう設計される。その結果、酸素とＣＯ２の交換が最大化される。機械式人工呼吸器により供給される空気の総量は、例えば出力９８０のような機械式人工呼吸器流量出力グラフの曲線下の面積に等しい。図９ａから明らかであるように、同じデバイス、例えばデバイス１００〜４００によりＰＰＰも供給されるとき、追加量の空気が患者の肺に供給され、曲線下の面積における増加が、例えば、出力９８６を見ることにより見られることができる。このため、本発明によるデバイスがＣＰＲと機械的換気機能とを同時に作動させているとき、肺を過度に過膨張させることを避けるため、機械的換気機能の振幅を減少させることが好ましい。圧力が著しく増加するため、過膨張は、肺自体を損傷させる可能性があり、十分な静脈還流及び心房の十分な補充の妨げとなるであろう。数学的には、出力９８６の曲線下の総面積は、出力９８０の曲線下の面積、又は典型的な人工呼吸器の典型的な出力曲線下の面積に実質的に類似しているべきである。これは、例えば図９ａの上部を観察することにより見られることができる。プロフィール９８４は、（図８ａにおける線８８４と同様に）通常の機械換気の間のＩＴＰプロファイル（又は肺容積変化のプロファイル）を表し、即ち出力９８０から生じ、一方プロファイル９８５は、出力９８６から生じるＩＴＰプロファイル（又は肺容積変化のプロファイル）を表す。プロファイル９８４と比較するとき、ＰＰＰが供給されるプロファイル９８５の曲線下のより大きな領域は、各ＰＰＰ間の休止期間におけるより小さい領域により補償される。もちろん、機械的換気要素の振幅を減少させる代わりに、例えば、患者インタフェースにおいて通気弁を使用することにより、又は各ＰＰＰの後に同様の大きさの陰圧パルスを続かせることによりといった他の調整も考えられる。その結果、空気超過分が対象の肺から吸い出される。斯かる調整は��操作者により手動で行われることができ、それらは、デバイスに対して予め設定されることができるか、又は換気機能が既にアクティブであるとき、例えばデバイス１００〜４００が典型的な機械的人工呼吸器として使用され、突然の心停止が発生するとき、ＣＰＲ機能の起動によりトリガされる設定の自動的な変更として想像されることもできる。本発明の他の実施形態では、肺内の空気圧を測定することができるセンサ、例えばＩＴＰの代用測定のための食道内の圧力センサを追加し、肺壁が許容する最大圧力を超えないように自動的に調整するようデバイス１００〜４００をセットすることもできる。
【００４７】
空気圧発生器１１０〜４１０がＣＰＲモード及び補助換気モード（ＣＰＲ／補助換気モード）で同時に作動されるとき、ＩＴＰプロファイル及び肺容積プロファイルは、図９に示されるＣＰＲ／機械換気モードに対するものと類似する。しかしながら、この動作モードでは、対象の自発呼吸努力、及び従って対象の自発的な気流を測定することは困難であるが、更に、これは、時間とともに変化し、予測されることができない。結果として、自発呼吸／ＣＰＲモードでは、過膨張又はハイポインフレーションにより肺を損傷する危険性がある。従って、斯かる場合には、ＰＰＰの振幅及び持続時間が短縮されるよう、空気圧発生器１１０-４１０を設定することが好ましい。斯かる調整は、オペレータにより手動で行われることができるか、又はデバイスがＣＰＲ／自発呼吸動作モードに切り替わるとき自動的にトリガされることができる。別の実施形態では、デバイスは、肺の膨張を監視することによりトリガされるＣＰＲ設定の変更を含む。本発明の別の実施形態では、対象の食道に圧力センサを追加し、ＩＴＰの代用測定値を得ることが可能であり、空気圧発生器１１０〜４１０は、測定されたＩＴＰに基づき、その設定を自動的に調整するよう構成される。
【００４８】
図１０は、本発明の別の実施形態によるＩＴＰプロファイル１０８５を示す。この実施形態によれば、空気圧発生器１１０〜４１０は、ＣＰＲモード及び機械的又は補助的換気モードで同時に作動される。図１０のグラフでは、時間がｘ軸に沿って示され、膨張フェーズ１０８１の後に収縮フェーズ１０８２が続く。一方、流れ及び圧力がｙ軸に沿って示される。図９の実施形態と同様、空気圧発生器１１０〜４１０の出力１０８６は、ＣＰＲを供給する出力、例えば図７の出力７７０、及び機械的又は補助的な換気を供給するための出力、例えば出力１０８０の重畳の結果である。また、図９と同様、出力１０８６のベースラインは、対象の肺に過度の圧力を蓄積しないよう、より低い絶対値へと調整される。比較のため、簡単な機械換気の間の典型的なＩＴＰプロファイルがプロファイル１０８４で表される。図１０の実施形態は、全てのＰＰＰのピークＩＴＰが、プロファイル１０８５と実質的に同じである点で図９と異なる。この実施形態の利点は、心臓に供給される圧力が一定であることである。これは、肺の膨張又は収縮フェーズとは無関係の通常のＣＰＲを生成するために重要である。実際、肺が膨張するときＰＰＰにより生成されるＩＴＰは、肺がより膨張しないときに生成されるＩＴＰよりも大きいことが、図９を見ることにより明らかである。この変動を補償し、一定のピークＩＴＰを生成するため、肺が膨張するとき各ＰＰＰの振幅が減少し、肺が収縮するとき増加するよう、デバイス１００〜４００が設定されることができる。これは、予め設定されることができるが、上記のようにＩＴＰ圧力を測定することができるセンサに依存させることもできる。本発明が図面及び前述の説明において詳細に図示され及び説明されたが、斯かる図示及び説明は、説明的又は例示的であると考えられ、本発明を限定するものではない。本発明は、開示された実施形態に限定されるものではない。図面、開示及び添付された請求項の研究から、開示された実施形態に対する他の変形が、請求項に記載の本発明を実施する当業者により理解及び実行されることができる。請求項において、単語「有する」は他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数性を除外するものではない。シングルプロセッサ又は他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味するものではない。請求項における任意の参照符号は、発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
【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５Ａ】
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【図５Ｂ】
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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９】
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【図１０】
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【国際調査報告】
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