JP2005512604A - 機械的胸壁発振器 - Google Patents

Abstract

気道肺のクリアランスおよび換気のための、可搬型高周波胸壁振動（ＨＦＣＷＯ）装置（１０）は、ヒトの胸部の周りに配置される、周囲胸部バンド（１２）、およびこの胸部バンド（１２）に接続される、胸部バンド（１２）の周囲を周期的に変化させて振動圧迫力をヒトの胸部に付与するための駆動装置（１４）を備える。装置（１０）は、胸部バンド（１２）からヒトの胸部へと付与される振動圧迫力を、実質的に一定のレベルに維持し、その結果、このヒトは、呼吸周期の間、胸部の拡張および収縮を続け得る。

Description

【０００１】
（発明の背景）
本発明は、胸部圧迫デバイスに関し、そして具体的には、高周波胸壁発振器デバイスに関する。
【０００２】
嚢胞性線維症、気腫、喘息、および慢性気管支炎のような種々の疾患において、気管気管支通路に収集される粘膜は、咳によって除かれることが困難である。このことは、この粘膜の特徴（例えば、その量もしくは粘度、またはその両方）に起因し得るか、あるいは患者が十分な咳を生じる強さまたは肺の能力を有さないことに起因し得る。肺の物理療法の手動軽打按摩技術は、労力集約的であり、不快であり、そして医療を与える者に患者を依存させる。その結果、気道のクリアランスのためのデバイスおよび方法（例えば、胸部圧迫デバイスの使用）が開発されている。
【０００３】
気道のクリアランスのために有用な胸部圧迫デバイスは、ヒトの要因、操作、および常識に基づく多数の基準に適合するべきである。第一に、このデバイスは、操作が安全でなければならない。第二に、このデバイスは、ある程度のユーザ制御を提供するべきである。第三に、このデバイスは、理解および操作が容易であるべきである。第四に、このデバイスは、ユーザの毎日の操作への侵入を最小にするべきである。第五に、このデバイスは、高度に確実であるべきである。第六に、このデバイスは、このデバイスに対する異常なサービス要件を生じない設計のものであるべきである。第七に、このデバイスの重量および嵩が、予見できるユーザがこのデバイスを操作し得る点で、減少されるべきである。第八に、このデバイスは、ＡＣまたはバッテリから作動され得るように、エネルギー効率的な様式で、比較的大きな表面積にわたって十分な力を提供し得なければならない。
【０００４】
首尾よい気道クリアランスの方法は、高周波胸壁振動（ＨＦＣＷＯ）を利用する。最も広範に使用されるデバイスは、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓ（本願の譲受人）によるＡＢＩ Ｖｅｓｔ Ａｉｒｗａｙ Ｃｌｅａｒａｎｃｅ Ｓｙｓｔｅｍである。ＡＢＩ Ｖｅｓｔ Ｓｙｓｔｅｍは、空気力駆動式のシステムであり、ここで、空気嚢が、患者の胸部の周りに配置され、そして空気パルスの源に接続される。この型のシステムの説明は、Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓに譲渡された、Ｖａｎ Ｂｒｕｎｔらの米国特許第５，７６９，７９７号に見出され得る。
【０００５】
他の胸部圧迫デバイスもまた、過去に使用または記載されている。例えば、Ｗａｒｗｉｃｋらの米国特許第４，８３８，２６３号は、別の空気力駆動式胸部圧迫デバイスを記載する。機械的振動および直接的な機械的圧迫デバイスもまた、高周波胸壁発振器を製造するために使用されている。
【０００６】
Ｖａｎ Ｂｒｕｎｔらの特許に記載される空気力システムにおいて、空気パルス発生器が、患者の胸部の周りに位置するベストに含まれる空気嚢に接続される。この空気パルス発生器は、空気の調節可能な静的源と組み合わせて、パルス化された空気源を提供する。この静的空気圧は、「バイアスライン」として作用し、このラインの周りで、パルス源からの空気圧のパルスが参照される。従って、静圧の増加は、パルス化された波形（最大から最小）の圧力変化（Δ）が一定のままであるにもかかわらず、より大きな強度で胸壁を振動させる効果を有する。
【０００７】
空気力駆動式ＨＦＣＷＯは、胸腔容量の小さな変位で、気流速度のかなりの一時的な増加を引き起こし、咳様のせん断力を増加させ、そして粘膜の粘度を低下させ、その結果、気管気管支を通る粘膜の、一定方向の増加された上向きの運動を生じる。
【０００８】
Ｖａｎ Ｂｒｕｎｔらの特許に記載されるような、そしてＡｍｅｒｉｃａｎ ＢｉｏｓｙｓｔｅｍｓからのＡＢＩ Ｖｅｓｔ Ｓｔｓｔｅｍにおいて実施されるような、空気力システムは、非常に成功しており、そして広範に使用されている、気道クリアランスのための方法である。この空気力システムは、胸部圧迫デバイスの最初の６つの要件に適合するが、嵩、重量およびエネルギー効率に関して、改善が可能である。
【０００９】
（発明の簡単な要旨）
本発明は、過剰の粘膜を緩め、そしてヒトの肺から除去することを補助する機能を実行する、胸壁発振器デバイスである。この胸壁発振器は、ヒトの胸部の周りへの配置のための、第一端部および第二端部を有する胸部バンド、ならびにこの胸部バンドに接続され、この胸部バンドの周囲を周期的に変位させて、このヒトの胸部に振動圧迫力を付与するための、駆動装置ユニットを備える。この胸壁発振器はまた、この胸部バンドによってヒトの胸部に付与される振動圧迫力を実質的に一定のレベルに維持するための手段を備え、これによって、このヒトは、規則的な呼吸の間と同様に、胸部の拡張および収縮を続けることが可能である。
【００１０】
本発明の好ましい実施形態において、空気嚢が、胸部バンドの内側表面に配置される。この空気嚢は、ヒトの胸部と係合し、そしてこのヒトの胸部に「バイアスライン」圧を付与するためのものである。駆動装置ユニットは、好ましくは、胸部バンドの第一端部に接続されるモータ、および胸部バンドの第二端部に接続される連結部を備える。この連結部は、モータによって駆動されて、胸部バンドの第一端部に対して、胸部バンドの第二端部を周期的に移動させ、これによって、ヒトの胸部の周りでこの胸部バンドの周囲を効果的に変化させ、そして振動圧迫力を発生させる。
【００１１】
（詳細な説明）
図１および２は、本発明の胸壁発振器１０を示す。図１は、患者Ｐ（この患者は、ＨＦＣＷＯ空気クリアランス治療を受けている）の胸部の周りに位置する、その正常な作動位置にある胸壁発振器を示し、一方で図２は、患者Ｐから取り外された発振器１０を示す。胸壁発振器１０は、軽量であり、使用が容易であり、バッテリにより電力供給されるデバイスであり、過剰の粘膜を緩め、そしてヒトの肺から過剰の粘膜を除去する際に補助するために使用され得る。
【００１２】
図１および２に示す実施形態において、胸壁発振器１０は、胸部バンド１２、駆動装置ユニット１４、および空気嚢１６（図２に示される）、膨張デバイス１８、および懸下ストラップ２０を備える。
【００１３】
胸部バンド１２は、ほぼ矩形の、非可撓性の伸張性材料であり、これは、ヒトの胸部の周りに延びる。胸部バンド１２は、ヒトの胸部の形状にほぼ適合するように十分に可撓性でなければならず、なお周囲方向には本質的に非弾性でなければならない。胸部バンド１２は、第一の自由端１２ａおよび第二の自由端１２ｂを有し、これらの端部は、図１に示すように、ヒトの胸部の前に位置する。
【００１４】
ヒトの胸部の前に位置して駆動装置ユニット１４が示されるが、駆動装置ユニット１４はまた、ヒトの背面に位置し得る。いく人かの個体は、この配置がより快適であると感じ得る。
【００１５】
駆動装置ユニット１４は、モータハウジング２２、バッテリパワーパック２４、および連結部２６を備える。モータハウジング２２およびバッテリパワーパック２４は、胸部バンド１２の第一端部１２ａに取り外し可能に接続される。連結部２６（これは、モータハウジング２２の片側から延び、そして両側矢印２８によって示されるように、ほぼ水平な方向に可動である）は、胸部バンド１２の第二端部１２ｂに取り外し可能に取り付けられる。
【００１６】
モータハウジング２２は、モータおよび付随する電子制御回路を備え、この回路は、連結部２６を、矢印２８によって示される方向に前後に移動させるために使用される。モータハウジング２２の前表面のユーザ制御ノブ３０は、この制御回路の一部であり、そして連結部２６が移動される振動周波数をユーザが選択することを可能にする。
【００１７】
空気嚢１６（図２に見られるような）は、胸部バンド１２の内側表面に取り付けられる。嚢１６は、嚢１６の内側表面がヒトの胸部に適合するように、膨張デバイス１８の使用によって膨張可能である。空気嚢１６は、好ましくは、可撓性のポリマーライナーによって形成され、これが、胸部バンド１２の内側表面に結合される。膨張デバイス１８は、膨張球１８ａおよび圧力解放機構１８ｂを備える。使用の際に、空気嚢１６は、ヒトの胸部の周りに、しっかりしているが快適なフィットを提供するレベルまで、（膨張デバイス１８を使用して）ポンピングされる。患者の胸部に付与される胸部バンドの表面領域にわたる圧迫力は、約０．５ｐｓｉで作動している快適な空気嚢空気力システムの圧迫力と類似であるべきである。胸部バンドの静的な力は、嚢１６内の空気圧の量によって決定され、この嚢１６は、膨張デバイス１８を使用して、ユーザによって膨張および収縮され得る。しかし、このデバイスは、空気嚢１６なしでもまた効果的であり、これは主として、快適さを改善し、そして均一な体に適合するフィットを提供するために、備えられる。
【００１８】
懸下ストラップ２０は、胸部バンド１２に取り付けられ、そしてヒトの肩を越えて延びて、胸部バンド１２を、その患者の胸部の周りの所望の位置に保持する。ストラップ２０は、異なる大きさの患者を収容するために、種々の異なる様式（例えば、ボタン、スナップ、ベルクロファスナー）で調節可能であり得る。いく人かのヒトの身体の形状は、ストラップ２０の必要なしに、このバンドを適所に置くことを可能にし得る。
【００１９】
胸壁発振器１０を使用するために、患者は、自由端セクション１２ａおよび１２ｂを患者の胸部の前に位置させて、胸部バンド１２を自分の胸部の周りに配置する。次いで、懸下ストラップ２０が患者の肩を越えて適所に置かれ、そして胸部バンド１２の位置を維持するために調節される。次いで、駆動装置ユニット１４が、端部セクションの一方または他方にまだ取り付けられていない場合は、単部１２ａおよび１２ｂに取り付けられる。特に、モータハウジング２２およびバッテリパック２４が、胸部バンド１２の第一端部１２ａに取り付けられる。連結部２６が、第二端部１２ｂに取り付けられる。これらの取り付けは、例えば、胸部バンド１２の外側表面のベルクロフック／ループファスナー４０、ならびにモータハウジング２２、バッテリパック２４および連結部２６のそれぞれの背面のファスナー４２、４４および４６（図２に示す）によってなされ得る。同様に、サスペンダー２０は、ファスナー４８によって、胸部バンド１２のファスナー４０に接続される。この時点で、胸部バンド１２は、ヒトの胸部の周りで比較的快適であるべきである。
【００２０】
次いで、発振器１０は、ユーザ制御装置３０を、オフ位置から、特定の振動周波が選択される位置へと移動させることによって、エネルギー付与される。その結果、モータハウジング２２内のモータは、連結部２６を、矢印２８によって示される方向で、モータハウジング２２の内外に移動させる。モータハウジング２２は、胸部バンド１２の第一端部１２ａに接続されており、そして連結部２６は、胸部バンド１２の第二端部１２ｂに接続されているので、連結部２６の、モータハウジング２２の内外への相対的な移動は、胸部バンド１２の周囲を効果的に変化させる。連結部２６が内側に移動する場合、これにより胸部バンド１２の周囲を短くして、患者の胸部により大きな圧迫力を付与する。連結部２６が外向きに駆動される場合、これにより胸部バンド１２の周囲が長くなり、そしてヒトの胸部に付与される圧迫力を緩和または解放する。胸部バンド１２の周囲を周期的に変化させることによって、ヒトの胸部に振動圧迫力が付与される。この力は、胸部バンド１２から、空気嚢１６を通って、患者の胸部へと供給される。本発明の好ましい実施形態において、振動の駆動周波数は、約５Ｈｚ〜約２０Ｈｚの範囲である。
【００２１】
図３Ａおよび３Ｂは、胸壁発振器１０の全ての実施形態において使用される駆動装置ユニット１４の上面図および正面図を示し、この駆動装置ユニットは、モータハウジング２２、バッテリパック２４および連結部２６を備える。モータハウジング２２の内部には、電子制御モジュール６０、制御ワイヤ６２および電力ワイヤ６４、モータ６６、ギアボックス６８、シャフト７０、カム７２、ベアリング７４、スリーブ７６、ブラケット７８、ならびにブラケットアーム８０が位置する。連結部２６は、ブラケットアーム８０の外側端部に接続される。
【００２２】
電力が、バッテリパワーパック２４からワイヤ６２を通して電子制御モジュール６０へと供給される。電子制御モジュール６０は、オペレータ制御ノブ３０に機械的に接続され、そしてワイヤ６４を通して電子モータ６６へと電気的に接続される。ギアボックス６８は、モータ６６の上端部に取り付けられ、そして駆動シャフト７０を介して、機械的な回転出力を供給する。カム７２は、シャフト７０に取り付けられる。ベアリング７４およびスリーブ７６は、カム７２を囲み、そしてシャフト７０が回転するにつれて、カム７２の動きに従う。ブラケット７８は、スリーブ７６の外側表面に固定される。カム７２、ベアリング７４、スリーブ７６、ブラケット７８およびブラケットアーム８０が一緒になって、両側矢印２８によって示されるように、シャフト７０の回転運動を、直線運動に変換する。この直線運動は、連結部２６をモータハウジング２２の内外へと移動させ、従って、胸部バンド１２を交互に締め付けそして緩める。
【００２３】
ユーザは、モータ６６の速度を選択し、従って、制御ノブ３０（これは、電子制御モジュール６０に接続される）を介する連結部２６の振動運動の周波数を選択する。例えば、制御ノブ３０は、電子制御モジュール６０の回路の一部を形成する分圧計に接続され得る。モータ６６の速度は、電子制御モジュール６０によって、制御ノブ３０の設定の関数として制御される。モータ６６の作動速度は、シャフト７０およびカム７２の回転速度を決定する。カム７２の偏心回転は、ブラケット７８、ブラケットアーム８０、および連結部２６を、振動する直線運動で、カム７２の中心に対するシャフト７０のずれに比例する距離を移動させる。
【００２４】
図３Ａおよび３Ｂに示す実施形態において、屈曲部８２が、連結部２６に、ブラケットアーム８０と連結部２６との間の取付け点の辺りに提供される。屈曲部８２の目的は、連結部２６が、患者の胴の曲率により密接に従い、そして連結部２６と胸部バンド１２の第二端部１２ｂとの間のより良好な接続を提供することを可能にすることである。
【００２５】
以下の実施例は、機械的胸壁発振器の代表的な大きさ、力および他のパラメータの指標を提供する。この実施例の目的で、胸部バンド１２の平均周囲を４０インチに選択する。周囲の代表的な範囲は、約２０インチ〜約５０インチであり得る。連結部２６の移動の距離は、「ギャップ」と称される。
【００２６】
空気力ベストＨＦＣＷＯ（ＡＢＩ Ｖｅｓｔ Ｓｙｓｔｅｍによって提供されるような）は、多数の患者に対して使用されており、そして高度な安全性および有効性が実証されているので、これが生じる力は、本発明の可搬型機械的ＨＦＣＷＯについての主要な設計パラメータであり得る。以下の代表的な設計パラメータを使用した：
平均周囲 ＝ ４０インチ ＝ Ｃ
高さ ＝ １０インチ ＝ ｈ
ギャップの閉鎖を伴う容量変化 ＝ ３０ｉｎ^３ ＝ ΔＶ
空気嚢におけるＰ ｍａｘ ＝ ０．５ｐｓｉ
空気嚢におけるＰ ｍｉｎ ＝ ０ｐｓｉ
最大振動速度ｆ ＝ １４Ｈｚ
ギャップ半径 ＝ ΔＲ
Ｒ ＝ 半径
Ａ ＝ バンド面積
Ｆ ＝ キャップの閉鎖力。
【００２７】
（主要な等式）
容量 ＝ Ｃ^２ｈ／４πｉｎ^３
Ｒ ｍｉｎ／Ｒ ｍａｘ ＝ ｛Ｖ ｍｉｎ／Ｖ ｍａｘ｝^１／２
Δｄ ＝ ２π（Ｒ ｍａｘ−Ｒ ｍｉｎ） ＝ Ｃ ｍａｘ−（Ｃ ｍａｘ^２−３７．６９９）^１／２ｉｎ
Ｆ ＝ Ｐ ｍａｘ（Ａ２π）ｌｂ
Ｔ ＝ Δｄ×Ｆ×０．０８３３×ｆ、ｆｔ・ｌｂ／秒
Ｈｐ ＝ Ｔ／５５０
ワット数 ＝ Ｈｐ×７４６
モータトルク ＝ ワット数／（ＲＰＭ）（０．００７４）ｉｎ・ｏｚ。
【００２８】
（表Ｉ）
上記等式から計算した代表的な設計量
Ｃ＝４０インチとする：
Δｄ＝０．４７４０１インチ
最大の半径方向力＝２００ｌｂ
Ｆ＝３１．８３１ｌｂ
Ｔ＝１７．６０３ｆｔ・ｌｂ／秒
ワット数＝２３．８７６ワット
Ｈｐ＝０．０３２ｈｐ。
【００２９】
（表ＩＩ）
０．５ｐｓｉの一定の力を生じるための、周囲の関数としてのギャップ、ワット数、および馬力の値
【００３０】
【表１】

４０インチの周囲を胸部バンド１２の「公称値」とみなすと、可搬型デバイスの事実上の範囲は、２０インチ〜５０インチである。これらの等式から、表Ｉは、４０インチのバンドについての数値を列挙する。これらの計算に基づいて、周囲が５０インチから３０インチに減少すると、ギャップは、１／４インチにわたってわずかに増加し、そして周囲が５０インチから２０インチに減少すると、ギャップは１．２インチにわたってわずかに増加する。０．０５馬力のモータは、これらの範囲のための力を提供するために十分であり、そして多くの適用において、０．０３２馬力のモータもまた適切である。小さなモータが必要とされることにより、そのデバイスが可搬型であり、軽量であり、エネルギー効率的であり、そしてバッテリにより電力供給される作動が可能となる。
【００３１】
表ＩＩは、一定の力に対しては、より小さな胸囲がより大きなギャップを必要とすることを示す。従って、一定のギャップ（アーム２６の移動の距離）を使用することによって、より小さな周囲の胸部は、より小さな圧迫力を受ける。これにより、より小さな成人および子供での使用の際に、固有の安全性が提供される。なぜなら、このギャップは、好ましくは、例えば４０インチの公称胸囲に対して選択されるからである。
【００３２】
振動圧迫力をヒトの胸部に付与するための、胸部バンドの周期的な変動の間に、胸部バンドによる振動圧迫力は、そのヒトの胸部に対して実質的に一定のレベルに維持されて、このヒトが規則的な呼吸周期を維持することを可能にしなければならない。ヒトが呼吸する場合、胸部が拡張および収縮し、そして胸壁発振器の使用は、このヒトが呼吸する能力を妨害するべきではない。本発明は、ヒトの胸部に対して胸部バンドによって付与される振動圧迫力を実質的に一定に維持する手段を備え、これによって、胸部バンドの周期的な変動の間、ヒトの胸部は、規則的な呼吸の間になされるように、拡張および収縮することが可能である。
【００３３】
本発明の好ましい実施形態において、振動の駆動周波数は、約５Ｈｚ〜約２０Ｈｚの範囲である。ヒトの呼吸周期は、一般に、４秒間あたり約１サイクル、すなわち０．２５Ｈｚの周波数を有する。従って、振動される力は、呼吸周期によって生じる力より２０〜８０倍速い。これら２つの振動成分の周波数の間の大きな差異は、高域フィルタ技術を使用して低周波振動圧力が吸収され、一方で高周波振動が、ヒトの胸部に通ることを可能にする。胸部に対して実質的に一定の振動圧迫力を維持するための手段は、胸部バンド１２と連結部２６との間の種々の結合、モータ（これは、振動圧迫力を付与し、そしてヒトの呼吸を容易にするために胸部バンド１２のゆっくりした拡張および収縮を可能にする）、および胸部バンド１２の内側表面に取り付けられた、膨張可能パッドまたは非常に柔軟な気泡発泡体（ｃｅｌｌ ｆｏａｍ）片を備える。
【００３４】
胸壁発振器の第一の実施形態において、振動圧迫力を実質的に一定に維持するための手段は、胸部バンド１２と連結部２６とを接続する、粘性結合１００である。図４は、粘性結合を有する胸壁発振器の、第一の実施形態の斜視図である。粘性結合１００の一端は、胸部バンド１２の第二の自由端１２ｂに取り付けられ、そして粘性結合１００の他方の自由端は、モータハウジング２２の内外へと駆動する連結部２６に接続される。粘性結合１００の機能は、迅速な振動力を、モータハウジング２２内に位置するモータ６６から胸部バンド１２へと移動させること、ならびに呼吸周期の間の胸部の動きによって引き起こされるゆっくりとした力に応答して、胸部バンド１２を拡張および収縮させることである。
【００３５】
図５は、粘性結合１００の上面断面図を示す。移動リンク１０２は、モータハウジング２２に延びる連結部２６を、粘性結合１００の一端に取り付ける。リンク１０４は、胸部バンド１２の第二端部１２ｂを、粘性結合１００の他端に取り付ける。粘性結合１００は、ピストン１０６、シリンダー１０８およびばね１１０を有する。移動リンク１０２は、シリンダー１０８内を移動するピストン１０６に接合される。シリンダー１０８は、リンク１０４を介して胸部バンド１２へと接合される。シリンダー１０８は、粘性流体１１２を満たされ、この流体は、ピストン１０６がシリンダー１０８内を移動するにつれて、ピストン１０６における開口部１１４を通って流れる。開口部１１４の大きさの決定および流体１１２の粘度の選択により、開口部１１４を通る流体１１２の流れに対する抵抗が決定される。
【００３６】
ピストン１０６は、移動リンク１０２からの小さな力で、シリンダー１０８内をゆっくりと移動し得る。リンク１０２を急速に移動させるためには、ずっと高い力が必要とされる。これによって、急速に振動する力の、モータ６６から胸部バンド１２への通過が達成され、一方で呼吸周期により引き起こされるゆっくりとした周期的な力は、流体１１２の粘度および開口部１１４の大きさを適切に選択することによって、吸収される。ばね１１０は、粘性結合１００に備えられ、胸部バンド１２におけるいくらかの張力を維持し、その結果、これは全ての時点で、ヒトの胸部と接触したままである。粘性結合１００は、ゆっくりとした動きを起こし得るのみであり、そしてこれらの動きは、呼吸の間のヒトの胸部の拡張および収縮のリズムでなされる。粘性結合１００の低周波の動きは、ヒトの胸部に対して一定の力を維持して、呼吸に適合する。空気嚢１６は、胸部バンド１２の内側表面に取り付けられて、粘性結合１００と共に、ヒトの胸部に対する力の均一な分布を維持するよう働き得る。
【００３７】
図６および７は、振動圧迫力を実質的に一定に維持するための手段がモータ１２０である、胸壁発振器の他の２つの実施形態を示す。モータ１２０は、連結部２６のモータハウジング２２内外への移動からの急速な振動圧迫力と同時に、胸部バンド１２のゆっくりとした拡張および収縮を生じさせる能力を有する。図６は、胸壁発振器１０の第二の実施形態を示す。この胸壁発振器は、胸部バンド１２の内側表面に取り付けられた空気嚢１６を有し、気密空間１２２が、空気嚢１６内に存在する。圧力変換器１２４が、接続管１２６によって、空気嚢１６に接続される。圧力変換器１２４は、接続管１２６を介して、空間１２２内の空気圧レベルを感知する。圧力レベルは、電気信号に変換され、そして電子低域フィルタ１２８を通過する。圧力レベルは、２つの成分（低周波圧力および高周波圧力）を有する。低周波圧力の成分は、低域フィルタ１２８を通って増幅器１３０に送られ、一方で高周波振動成分は、このフィルタによって遮断される。増幅器１３０は、低周波圧力を、電圧源１３２により表される標的の一定圧力と比較する。標的圧力と、空間１２２内の低周波圧力成分との間の差異は、増幅器１３０によって増幅され、そして代表的なフィードバック制御システムにおいてのように、モータ１２０の位置を制御するために、戻される。この様式で、空間１２２および従ってヒトの胸部におけるゆっくりとした圧力周期が、フィードバック制御システムの作用によって一定に維持され、一方で振動の急速な圧力周期が起こることが可能となり、再度、所望の高域フィルタ効果を生じる。
【００３８】
図７は、モータ１３４を備える、胸壁発振器の第三の実施形態を示す。胸壁発振器の第三の実施形態は、空気嚢１６を有さない。センサ１３６は、胸部バンド１２の第二端部１２ｂおよび連結部２６に接続される。センサ１３６は、胸部バンド１２における張力を電気信号に変換する。２つの型の張力（呼吸の間の胸部の拡張および収縮からの、低周波の力、ならびに連結部２６がモータハウジング２２の内外へと移動することによる、胸部バンド１２の移動からの高周波振動力）が、胸部バンド１２において見出される。センサ１３６は、胸部バンド１２における張力を感知し、そしてこの張力を電気信号に変換する。この電気信号は、電気低域フィルタ１３８を通過する。低周波の力は、増幅器１４０に移動し、一方で高周波の力は遮断される。増幅器１４０は、低周波の力を、電圧源１４２によって表される標的の一定圧力と比較する。標的の力と低周波の力との間の差異は、増幅器１４０によって増幅され、そしてモータ１３４の位置を制御するために、戻される。この様式で、ゆっくりとした圧力周期が一定に保持され、そして急速な圧力周期の振動が起こることを可能にする。
【００３９】
胸壁発振器の第四の実施形態において、振動圧迫力を実質的に一定に維持するための手段は、空気嚢１６および膨張デバイス１８の代わりに用いられる、発泡体片１５０である。図８は、胸壁発振器の第二の実施形態の斜視図を示す。図８には、胸部バンド１２、駆動装置ユニット１４、モータハウジング２２、および発泡体片１５０を備える、胸壁発振器１０の斜視図が示される。胸部バンド１２は、非伸張性の可撓性材料で作製され、第一の自由端１２ａが、モータハウジング２２に取り付けられ、そして第二の自由端１２ｂが、連結部２６に取り付けられる。発泡体片１５０は、胸部バンド１２の内側表面に結合される。あるいは（図１１に見られるように）、空気嚢１６２は、胸部バンド１２の内側表面に結合される。
【００４０】
図９は、図８の線Ａ−Ａに沿った、図８の胸壁発振器の断面図を示す。発泡体片１５０は、非常に柔軟な気泡材料であり、これは多孔質であり、そして発泡体片１５０がヒトの胸部に適合するように、圧縮可能である。発泡体片１５０の連続気泡は、ゆっくりと圧縮される型のものである。胸部バンド１２とヒトの胸部との間に力が生じるにつれて、発泡体片１５０は圧縮される。発泡体片１５０における複数の細孔１５２は、周囲に開口しており、そして胸部に対して一定の力を維持するために十分に大きい。発泡体片１５０に対する圧縮力が、呼吸周期の間にゆっくりと変化するにつれて、細孔１５２と周囲との間で空気が交換され、発泡体片１５０が、圧縮および緩和することを可能にして、胸部に対する力をほとんど変化させずに、胸部の動きに適合する。細孔１５２はまた、胸部バンド１２のずっと速い振動圧迫力が、細孔１５２の開口部の空気の流れに対する抵抗に起因して、発泡体片１５０の圧縮および緩和をほとんど生じないように、十分に小さい。細孔１５２の開口部の大きさは、急速な振動圧縮力とゆっくりとした呼吸周期との間の最適な識別を提供し、急速な力をヒトの胸部に通し、そしてゆっくりとした力を高域フィルタなどを用いて吸収するように、選択される。
【００４１】
図１０は、胸壁発振器の第四の代替の実施形態の断面図である。この実施形態において、振動圧迫力を実質的に一定に維持するための手段は、発泡体片１５４である。この発泡体片１５４は、複数の細孔１６０がより小さくかまたはより大きくされており、そして高域フィルタリング効果を規定する際に使用されないことを除いて、発泡体片１５０と類似である。発泡体片１５４は、可撓性の気密材料１５６によって囲まれており、この材料は、胸部バンド１２に気密結合で取り付けられている。複数の穴１５８が、胸部バンド１２に位置している（図８に示すように）。空気は、胸部バンド１２における圧力の変化に応答して、穴１５８を通って移動する。穴１５８の大きさは、所望の高域フィルタリング効果を提供するように選択される。発泡体片１５４は、非常に柔軟な気泡発泡材料（これは、多孔質であり圧縮可能である）で作製される。空気は、呼吸の間の胸部の拡張および収縮に応答して、ゆっくりとした周波数で、穴１５８を通って移動する。穴１５８は、モータ２２によるバンド１２の移動の結果として起こる高周波の空気の移動の大部分を遮断するために、十分に小さい。この様式で、穴１５８は、図９の発泡体片１５０における穴１５２と同じ機能を実施する大きさにされ、これによって、所望の高域フィルタ効果を提供する。
【００４２】
胸壁発振器の第五の実施形態において、振動圧迫力を実質的に一定に維持するための手段は、空気嚢１６２である。図１１は、振動圧迫力を維持するために空気嚢１６２を使用する、胸部バンド１２の断面図である。胸部バンド１２は、非伸張性の可撓性材料から作製される。空気嚢１６２は、可撓性の気密材料（好ましくは、可撓性ポリマーライナー）から作製され、これは、胸部バンド１２の内側表面に結合される。空気嚢１６２は、胸部バンド１２とヒトの胸部との間に気密空間１６４を形成する。空気嚢１６２は、送風機１６６（図８には示さない）によって膨張可能であり、その結果、空気嚢１６２は、ヒトの胸部に適合する。
【００４３】
送風機１６６のような圧力維持機構は、制限器１６８および接続１７０を介して、空気嚢１６２に接続され、使用の間、空間１６４に対する静的な空気圧を維持し、従って、胸部に対する実質的に一定の力を維持する。吸入の間、胸部が拡張するにつれて、空気が、空間１６４から、開口部１７０および制限器１６８を通って、送風機１６６に逆に通って流れる。ヒトによる吸入の間、送風機１６６は、空間１６４における静圧を実質的に一定に保持する。患者が呼気し、そして胸部が収縮するにつれて、空気の流路が逆転し、そして空間１６４内の圧力は依然として、実質的に一定に維持される。制限器１６８は、胸部バンド１２の速い振動周期によって引き起こされる急速な流れが実質的に遮断され、そしてヒトの呼吸周期によって引き起こされる遅い流れが実質的に送風機１６６を通って流れ、それによって、所望の高域フィルタ効果を提供するような大きさにされる。空気嚢１６２は、呼吸の間、ヒトの胸部が拡張および収縮するにつれて、空気をゆっくりとそして定常的に換気し得、そして空間６１４内の空気の有意な部分が、胸部バンド１２の高周波振動の間に空気嚢１６２を出ない。
【００４４】
本発明を、好ましい実施形態を参照して記載したが、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、形式および細部において変化がなされ得ることを認識する。例えば、他の実施形態において、バッテリパワーパック２４およびモータハウジング２２は、単一のハウジング内に統合され得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】
図１は、ヒトの胸部の周りに配置された、本発明の胸壁発振器の第一の実施形態を示す斜視図である。
【図２】
図２は、患者から取り外された、図１の胸壁発振器の斜視図である。
【図３Ａ】
図３Ａは、胸壁発振器の駆動装置ユニットの正面図である。
【図３Ｂ】
図３Ｂは、胸壁発振器の駆動装置ユニットの上面図である。
【図４】
図４は、結合１００を有する胸壁発振器の第一の実施形態の斜視図である。
【図５】
図５は、結合１００の上面断面図である。
【図６】
図６は、胸壁発振器の第二の実施形態の斜視図である。
【図７】
図７は、胸壁発振器の第三の実施形態の斜視図である。
【図８】
図８は、胸壁発振器の第四の実施形態の斜視図である。
【図９】
図９は、図８の線Ａ−Ａに沿った、図８の胸壁発振器の断面図である。
【図１０】
図１０は、図８の線Ａ−Ａに沿った、図８の胸壁発振器の代替の実施形態の断面図である。
【図１１】
図１１は、図８の線Ａ−Ａに沿った、胸壁発振器の第五の実施形態の断面図である。

Claims (28)

1. ヒトの空気通路を清浄化するための、胸壁発振器であって、該胸壁発振器は、以下：
   第一端部および第二端部、ならびに内側表面および外側表面を有する、胸部バンドであって、該ヒトの胸部の周りに配置されるための、胸部バンド；
   該胸部バンドに接続された駆動装置であって、該胸部バンドの周囲を周期的に変化させて、該ヒトの胸部に振動圧迫力を付与するための、駆動装置；ならびに 該ヒトの呼吸周期の間、該胸部が拡張および収縮するように、実質的に一定のレベルで、該ヒトの該胸部に対して該胸部バンドによって付与される該振動圧迫力を維持するための手段、
   を備える、胸壁発振器。
2. 前記振動圧迫力を実質的に一定に維持するための前記手段が、前記ヒトの前記胸部への係合のために、前記胸部バンドの前記内側表面に付着された発泡体片を備える、請求項１に記載の胸壁発振器。
3. 前記発泡体片が、可撓性の気密材料によって収容されている、請求項２に記載の胸壁発振器。
4. 前記振動圧迫力を実質的に一定に維持するための前記手段が、前記ヒトの前記胸部との係合のために、前記胸部バンドによって支持される空気嚢を備える、請求項１に記載の胸壁発振器。
5. 膨張可能パッドと連絡した圧力維持機構をさらに備える、請求項４に記載の胸壁発振器。
6. 前記圧力維持機構と連絡した送風機をさらに備える、請求項５に記載の胸壁発振器。
7. 前記駆動装置が、以下：
   前記胸部バンドの前記第一端部に接続された、モータ；および
   該胸部バンドの前記第二端部に接続された、連結部であって、該胸部バンドの該第一端部に対して、該胸部バンドの該第二端部を周期的に移動させるためのモータによって駆動される、連結部、
   を備える、請求項１に記載の胸壁発振器。
8. 前記連結部が、以下：
   前記胸部バンドの前記第二端部に接続された、アーム；
   前記モータによって駆動される、カム；および
   該アームに接続されたカム従動子であって、該カムの運動を該アームの運動に変換するための、カム従動子、
   を備える、請求項７に記載の胸壁発振器。
9. 前記振動圧迫力を実質的に一定に維持するための前記手段が、前記連結部と前記胸部バンドの前記第二端部との間の粘性結合接続を備える、請求項７に記載の胸壁発振器。
10. 前記粘性結合が、さらに、以下：
    粘性流体を満たされた、シリンダー；および
    該シリンダー内を移動するピストンであって、該ピストンは、開口部を有し、該開口部を通って、該粘性流体が流れる、ピストン、
    を備える、請求項９に記載の胸壁発振器。
11. 前記振動圧迫力を実質的に一定に維持する前記手段が、モータを備える、請求項７に記載の胸壁発振器。
12. 前記胸部バンドにおける張力を感知し、そして前記モータに該張力を信号伝達する、圧力センサをさらに備える、請求項１１に記載の胸壁発振器。
13. 前記ヒトの前記胸部に係合するための、前記胸部バンドによって支持される空気嚢をさらに備える、請求項１１に記載の胸壁発振器。
14. 前記空気嚢と連絡する圧力変換器であって、該空気嚢内の空気圧を感知し、そして該空気圧を、前記モータに信号伝達する、圧力変換器をさらに備える、請求項１３に記載の胸壁発振器。
15. 前記ヒトの前記胸部と係合するための、前記胸部バンドによって支持される空気嚢をさらに備える、請求項１に記載の胸壁発振器。
16. 前記空気嚢と接続された膨張デバイスをさらに備える、請求項１５に記載の胸壁発振器。
17. 前記空気嚢と連絡する圧力解放機構をさらに備える、請求項１５に記載の胸壁発振器。
18. 前記空気嚢が、前記胸部バンドの前記内側表面に取り付けられている、請求項１５に記載の胸壁発振器。
19. 前記駆動装置が、約５Ｈｚと約２０Ｈｚとの間の範囲の周波数で、前記胸部バンドの周囲を周期的に変化させる、請求項１に記載の胸壁発振器。
20. 前記呼吸周期が、４秒間あたり約１サイクルである、請求項１に記載の胸壁発振器。
21. 前記胸部バンドを前記駆動装置に接続するために、該胸部バンドの前記外側表面に固定要素をさらに備える、請求項１に記載の胸壁発振器。
22. ヒトの空気通路を清浄化するための胸壁発振器であって、該胸壁発振器は、以下：
    第一端部および第二端部、ならびに内側表面および外側表面を有する、胸部バンドであって、該ヒトの胸部の周りに配置されるための、胸部バンド；
    該胸部バンドに接続された駆動装置であって、該胸部バンドの周囲を周期的に変化させて、該ヒトの胸部に振動圧迫力を付与するための、駆動装置；ならびに
    該ヒトの該胸部に付与される該振動圧迫力が、胸囲の変化によって実質的に影響を受けないように、該ヒトの呼吸周期の間、胸囲の変化を補償するための手段、
    を備える、胸壁発振器。
23. 前記補償するための手段が、前記胸部バンドに接続されている、請求項２２に記載の胸壁発振器。
24. 前記補償するための手段が、前記駆動装置に接続されている、請求項２２に記載の胸壁発振器。
25. 前記ヒトの呼吸周期の間に胸囲の変化を補償するための前記手段が、該ヒトの前記胸部に係合するための、前記胸部バンドの前記内側表面に取り付けられた発泡体片を備える、請求項２２に記載の胸壁発振器。
26. 前記ヒトの呼吸周期の間に胸囲の変化を補償するための前記手段が、該ヒトの前記胸部に係合するための、前記胸部バンドによって支持される空気嚢を備える、請求項２２に記載の胸壁発振器。
27. 前記ヒトの呼吸周期の間に胸囲の変化を補償するための前記手段が、前記駆動装置と前記胸部バンドの前記第二端部との間の粘性結合接続を備える、請求項２２に記載の胸壁発振器。
28. 前記ヒトの呼吸周期の間に胸囲の変化を補償するための前記手段が、モータを備える、請求項２２に記載の胸壁発振器。

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