JP2008152152A - 呼吸模擬装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 精度よく肺の動きを模擬することができる呼吸模擬装置を提供する。
【解決手段】 検出される模擬肺内圧力Ｐａｌｖまたは気道圧力Ｐａｗを用いて、ベローズポンプ２１の容積を変化させる。これによって人工呼吸器の支援状態の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけて、実際の肺の動きを精度よく模擬することができる。
【選択図】 図１

Description

本発明は、肺の自発呼吸動作を模擬する呼吸模擬装置に関する。

呼吸模擬装置は、肺の動きを模擬する装置であって、肺の動きを模擬して、気体の吸引と排出とを繰返す。呼吸模擬装置は、人工呼吸器に接続されることで、人工呼吸器の動作検査に用いられたり、操作者による人工呼吸器の操作訓練に用いられたりする。これによって、同一条件での人工呼吸器の動作検査および操作訓練を行うことができる。また人体の気道に人工呼吸器を接続する必要がなく、検査および訓練を容易に行うことができる。

従来の呼吸模擬装置として、たとえば特許文献１に開示されている。特許文献１には、入力手段に入力される呼吸情報に基づいて、模擬呼吸パターンを形成し、模擬呼吸パターンに従ってベローズ伸縮機構を制御する。呼吸情報は、呼吸動作に関して人間がチューブを介して吸引した空気の流量情報であって、流量計によって検出される。すなわち呼吸模擬装置は、流量計によって検出される吸気流量変化を再現するように、ベローズを伸縮させる。

特開平７−１６３６３３号公報

上述した従来技術の呼吸模擬装置は、実際の肺の呼吸動作に相当するように、予め定められる入力値に従って、ベローズポンプによって空気を吸引および排出させる。この場合、呼吸模擬装置は、接続される人工呼吸器の呼吸支援量の大小に拘わらず、一定の動作を行うこととなる。これに対して、実際の呼吸器官に人工呼吸器が接続される場合、人工呼吸器の呼吸支援量の大小に応じて、肺の動きが変化する。

このように従来技術の呼吸模擬装置では、人工呼吸器の支援量に応じてポンプの動作を変化させることができず、実際の肺の動きを精度よく模擬することができないという問題がある。したがって本発明の目的は、精度よく肺の動きを模擬することができる呼吸模擬装置を提供することである。

本発明は、（ａ）気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、
（ｂ）模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、
（ｃ）模擬気道形成体に介在されて、気道抵抗に相当する管路抵抗を有する抵抗体と、
（ｄ）模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段と、
（ｅ）模擬肺空間の圧力である模擬肺内圧力Ｐａｌｖを検出する模擬肺内圧力検出手段と、
（ｆ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを検出する膨張量検出手段と、
（ｇ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する生成手段と、
（ｈ）模擬肺内圧力検出手段および膨張量検出手段の各検出結果と、生成手段の生成結果とに応答して、容積変化手段を制御する制御手段であって、
（ｈ１）前記模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、前記模擬肺内圧力検出手段によって検出される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、模擬肺空間を膨張させる外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算部と、
（ｈ２）前記膨張量検出手段によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算して、弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算部と、
（ｈ３）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算部と、
（ｈ４）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算部と、
（ｈ５）前記膨張速度演算部によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示部とを有する制御手段とを含むことを特徴とする呼吸模擬装置である。

本発明に従えば、容積変化手段によって、模擬肺空間形成体の容積が変化することによって、肺の動きを模擬する。容積変化手段によって模擬肺空間形成体の容積を拡大させることによって、模擬肺空間内の圧力が低下して、模擬気道を介して模擬肺空間へ空気が流入する。これによって肺の吸気動作を模擬することができる。同様に、容積変化手段によって模擬肺空間形成体の容積を縮小させることによって、模擬肺空間内の圧力が増大して、模擬気道を介して模擬肺空間から空気が流出する。これによって肺の呼気動作を模擬することができる。

本発明では、気道抵抗に相当する管路抵抗を有する抵抗体を、模擬気道形成体に介在させる。また模擬コンプライアンスＣに応じて肺に与えられるであろう力を演算する。これによって呼吸模擬装置は、気道抵抗および肺のコンプライアンスを考慮した肺の動作を模擬することができる。

また制御手段は、検出される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖに基づいて、肺の膨張に作用する力と、その力が作用したときの肺の容積変化を演算する。この容積変化に従って容積変化手段を制御する。これによって呼吸模擬装置は、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけることができる。

本発明は、前記抵抗体は、模擬気道形成体に対して着脱可能に装着されることを特徴とする。

本発明に従えば、模擬気道形成体に対して、抵抗体が着脱可能に装着されることで、管路抵抗の異なる抵抗体を選択的に装着することができる。これによって抵抗体を取り替えることで、気道抵抗が異なる場合の肺の動きを模擬することができ、多様な条件での肺の動きを模擬することができる。また演算工程を簡単化することができ、演算ミスの発生を防ぐことができる。

本発明は、（ａ）気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、
（ｂ）模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、
（ｃ）模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段と、
（ｄ）模擬気道の圧力である模擬気道圧力Ｐａｗを検出する模擬気道圧力検出手段と、
（ｅ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを検出する膨張量検出手段と、
（ｆ）模擬肺空間の膨張速度ｄＶ／ｄｔを検出する膨張速度検出手段と、
（ｇ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する生成手段と、
（ｈ）模擬気道圧力検出手段、膨張量検出手段および膨張速度検出手段の各検出結果と、生成手段の生成結果とに応答して、容積変化手段を制御する制御手段であって、
（ｈ１）模擬肺空間の圧力である模擬肺空間圧力値Ｐａｌｖを順次更新する模擬肺内圧力演算部と、
（ｈ２）前記模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、前記模擬肺内圧力演算部によって演算される最新の模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、模擬肺空間を膨張させる外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算部と、
（ｈ３）前記膨張量検出手段によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算して、弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算部と、
（ｈ４）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算部と、
（ｈ５）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算部と、
（ｈ６）前記膨張速度演算部によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示部とを有する制御手段とを含み、
（ｈ７）前記模擬肺内圧力演算部は、
模擬気道圧力検出手段によって検出される模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を予め定められる模擬気道抵抗値Ｒで割算して、模擬気道流量Ｑａｗ（＝（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）／Ｒ）を演算し、
理想気体の状態方程式に従って、膨張速度検出手段によって検出される膨張速度ｄＶ／ｄｔで容積変化する肺模擬空間に対して、直前に演算した模擬気道流量Ｑａｗの気体が模擬肺空間に供給されたときの模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算して、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを更新することを特徴とする呼吸模擬装置である。

本発明に従えば、容積変化手段によって、模擬肺空間形成体の容積が変化することによって、肺の動きを模擬する。容積変化手段によって模擬肺空間形成体の容積を拡大させることによって、模擬肺空間内の圧力が低下して、模擬気道を介して模擬肺空間へ空気が流入する。これによって肺の吸気動作を模擬することができる。同様に、容積変化手段によって模擬肺空間形成体の容積を縮小させることによって、模擬肺空間内の圧力が増大して、模擬気道を介して模擬肺空間から空気が流出する。これによって肺の呼気動作を模擬することができる。

本発明では、予め定められる気道抵抗値Ｒと、検出される模擬気道圧力値Ｐａｗとに基づいて、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算する。また模擬コンプライアンス値Ｃに応じて肺に与えられるであろう力を演算する。これによって呼吸模擬装置は、気道抵抗および肺のコンプライアンスを考慮した肺の動作を模擬することができる。

また制御手段は、検出される模擬気道圧力値Ｐａｗに基づいて、肺の膨張に作用する力と、その力が作用したときの肺の容積変化を演算する。この容積変化に従って容積変化手段を制御する。これによって呼吸模擬装置は、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけることができる。

本発明は、模擬気道抵抗値Ｒが入力される模擬気道抵抗入力手段をさらに含み、
制御手段の模擬肺内圧力演算部は、模擬気道抵抗入力手段に入力される模擬気道抵抗値Ｒに基づいて、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算することを特徴とする。

本発明に従えば、模擬気道抵抗入力手段から、模擬気道抵抗値Ｒが入力される。入力される模擬気道抵抗値Ｒを変化させることで、気道抵抗が異なる場合の肺の動きを模擬することができ、多様な条件での肺の動きを模擬することができる。また抵抗体を取外す場合に比べて、利便性を向上することができる。

本発明は、前記模擬肺内圧力演算部は、模擬気道圧力検出手段によって検出される模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に応じて変化する模擬気道抵抗値Ｒを用いて、模擬気道流量Ｑａｗを演算することを特徴とする。

本発明に従えば、差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に応じて変化する模擬気道抵抗値Ｒを用いることで、差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に対する模擬気道流量Ｑａｗの特性が、非線形特性を有する場合についても対応することができる。これによって模擬気道抵抗値Ｒを実際の人間の気道抵抗値に近づけることができる。

本発明は、模擬コンプライアンス値Ｃが入力される模擬コンプライアンス入力手段をさらに含み、
制御手段の外力演算部は、模擬コンプライアンス入力手段に入力される模擬コンプライアンス値Ｃに基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３を演算することを特徴とする。

本発明に従えば、模擬コンプライアンス入力手段から、模擬コンプライアンス値Ｃが入力される。入力される模擬コンプライアンスＣを変化させることで、肺のコンプライアンスが異なる場合の肺の動きを模擬することができ、多様な条件での肺の動きを模擬することができる。

本発明は、前記弾性抵抗力演算部は、膨張量検出手段によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖに応じて変化する模擬コンプライアンス値Ｃを用いて、弾性抵抗力値Ｐ２を演算することを特徴とする。

本発明に従えば、模擬肺空間の膨張量Ｖに応じて変化する模擬コンプライアンス値Ｃを用いることで、膨張量Ｖに対する弾性抵抗力Ｐ２の特性が、非線形特性を有する場合についても対応することができる。これによって模擬コンプライアンス値Ｃを、実際の人間のコンプライアンス値に近づけることができる。

本発明は、膨張速度演算部は、外力演算部で演算した弾性影響膨張力値Ｐ３に、予め定められる肺のマスダンパ特性を表わす伝達関数Ｇ（ｓ）を乗算した乗算値（Ｐ３・Ｇ（ｓ））を、単位時間あたりの膨張速度ｄＶ／ｄｔとして演算し、
前記伝達関数Ｇ（ｓ）は、

で表わされ、
Ｍ_Ｌは、予め定められる肺に関する可動部分の質量に相当する等価質量を示し、Ｄ_Ｌは、肺のダンピング定数に相当する等価ダンピング定数を示し、伝達関数Ｇ（ｓ）は、ラプラス領域における伝達関数であることを示し、ｓは、ラプラス演算子を示すことを特徴とする。

本発明に従えば、膨張速度演算部は、上述した伝達関数を用いることで、肺の等価質量および等価ダンピングを考慮して、弾性影響膨張力値Ｐ３が与えられた場合における肺の膨張速度を演算することができる。このように等価質量および等価ダンピングを用いて、肺の膨張速度を演算することで、模擬対象とする肺の動きをさらに精度よく実現することができる。

本発明は、気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、模擬気道形成体に介在されて、気道抵抗に相当する管路抵抗を有する抵抗体と、模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段とを有する肺模擬体の制御方法であって、
（ａ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、検出される模擬肺空間の圧力を示す模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算工程と、
（ｂ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算した弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算工程と、
（ｃ）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算工程と、
（ｄ）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算工程と、
（ｅ）前記膨張速度演算工程によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示工程とを含むことを特徴とする肺模擬体の制御方法である。

本発明に従えば、気道抵抗に相当する管路抵抗を有する抵抗体を、模擬気道形成体に介在させる。また模擬コンプライアンスＣに応じて肺に与えられるであろう力を演算する。これによって呼吸模擬装置は、気道抵抗および肺のコンプライアンスを考慮した肺の動作を模擬することができる。また検出される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖに基づいて、肺の膨張に作用する力と、その力が作用したときの肺の容積変化を演算する。この容積変化に従って容積変化手段を制御する。これによって呼吸模擬装置は、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけることができる。

本発明は、気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段とを有する肺模擬体の制御方法であって、
（ａ）模擬肺空間の圧力である模擬肺空間圧力値Ｐａｌｖを順次更新して演算する模擬肺内圧力演算工程と、
（ｂ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、模擬肺内圧力演算工程によって演算される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算工程と、
（ｃ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算した弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算工程と、
（ｄ）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算工程と、
（ｅ）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算工程と、
（ｆ）前記膨張速度演算工程によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示工程とを含み、
（ｇ）前記模擬肺内圧力演算工程は、
検出される模擬気道の圧力を示す模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を予め定められる模擬気道抵抗Ｒで割算して、模擬気道流量Ｑａｗ（＝（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）／Ｒ）を演算し、
理想気体の状態方程式に従って、検出される前記膨張速度ｄＶ／ｄｔで容積変化する肺模擬空間に対して、直前に演算した模擬気道流量Ｑａｗの気体が模擬肺空間に供給されたときの模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算して、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを更新することを特徴とする肺模擬体の制御方法である。

本発明に従えば、予め定められる気道抵抗値Ｒと、検出される模擬気道圧力Ｐａｗとに基づいて、模擬肺内圧力Ｐａｌｖを演算する。また模擬コンプライアンスＣに応じて肺に与えられるであろう力を演算する。これによって呼吸模擬装置は、気道抵抗および肺のコンプライアンスを考慮した肺の動作を模擬することができる。また検出される模擬気道圧力値Ｐａｗに基づいて、肺の膨張に作用する力と、その力が作用したときの肺の容積変化を演算する。この容積変化に従って容積変化手段を制御する。これによって呼吸模擬装置は、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけることができる。

請求項１記載の本発明によれば、制御手段が、検出される模擬肺内圧力Ｐａｌｖに基づいて、容積変化手段を制御する。これによって呼吸模擬装置は、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけることができる。これによって実際の肺に近い条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができ、人工呼吸器を適切な状態に保つことができる。

請求項２記載の本発明によれば、抵抗体を取り替えることで、気道抵抗が異なる場合の肺の動きを模擬することができる。これによって気道抵抗が異なる複数の条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができる。

請求項３記載の本発明によれば、制御手段が、検出される模擬気道圧力Ｐａｗに基づいて、容積変化手段を制御する。これによって呼吸模擬装置は、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、模擬する肺の動きを変化させることができ、実際の肺の動きに近づけることができる。したがって実際の肺の動きを精度よく模擬することができる。これによって実際の肺に近い条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができ、人工呼吸器を適切な状態に保つことができる。

請求項４記載の本発明によれば、模擬気道抵抗入力手段に入力する模擬気道抵抗値Ｒを変更することで、気道抵抗が異なる場合の肺の動きを模擬することができる。これによって気道抵抗が異なる複数の条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができる。

請求項５記載の本発明によれば、差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に対する模擬気道流量Ｑａｗの特性が、非線形特性を有する場合についても対応することができる。これによって模擬気道抵抗値Ｒを、実際の人間の気道抵抗値に近づけることができる。

請求項６記載の本発明によれば、模擬コンプライアンス入力手段に入力する模擬コンプライアンス値Ｃを変更することで、肺のコンプライアンスが異なる場合の肺の動きを模擬することができる。これによって肺のコンプライアンスが異なる複数の条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができる。

請求項７記載の本発明によれば、膨張量Ｖに対する弾性抵抗力Ｐ２の特性が、非線形特性を有する場合についても対応することができる。これによって模擬コンプライアンス値Ｃを、実際の人間のコンプライアンス値に近づけることができる。

請求項８記載の本発明によれば、上述した伝達関数を用いることで、肺の等価質量および等価ダンピングを考慮して、肺の膨張速度を演算することができる。呼吸模擬装置は、模擬対象とする肺の動きをさらに精度よく実現することができる。

請求項９記載の本発明によれば、検出される模擬肺内圧力Ｐａｌｖに基づくことで、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、容積変化手段を制御することができ、実際の肺の動きを精度よく模擬することができる。これによって実際の肺に近い条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができ、人工呼吸器を適切な状態に保つことができる。

請求項１０記載の本発明によれば、検出される模擬気道圧力Ｐａｗに基づくことで、人工呼吸器の支援量の大小に応じて、容積変化手段を制御することができ、実際の肺の動きを精度よく模擬することができる。これによって実際の肺に近い条件で、人工呼吸器の検査、調整およびメンテナンスを行うことができ、人工呼吸器を適切な状態に保つことができる。

図１は、本発明の第１実施形態である呼吸模擬装置２０である。呼吸模擬装置２０は、肺の動きを模擬する装置であって、肺の動きを模擬して、空気の吸引と排出とを繰返す。呼吸模擬装置２０は、人工呼吸器に接続されることで、人工呼吸器の動作検査に用いられたり、操作者による人工呼吸器の操作訓練に用いられたりする。

呼吸模擬装置２０は、ベローズポンプ２１と、アクチュエータ２２と、管路形成体管路形成体２３とを含んで構成される。ベローズポンプ２１は、内部空間１８を規定するとともに、内部空間１８と外方空間１７とを連通する貫通口１６が形成され、内部空間１８の容積を変化可能に構成される。管路形成体管路形成体２３は、ベローズポンプ２１に接続されて、ベローズポンプ２１の内部空間１８と、ベローズポンプ２１の外部空間１７とを連通する管路１９を形成する。管路形成体２３の一端部２３ａは、ベローズポンプ２１に形成される貫通孔形成部分１５に接続される。また管路形成体２３の他端部２３ｂには、外方に開放する開口１４が形成される。

ベローズポンプ２１に形成される内部空間１８は、人間の肺内の空間を模擬した模擬肺空間となる。以下、ベローズポンプ２１によって形成される内部空間１８を、模擬肺空間１８と称する。ベローズポンプ２１は、空気が充填される模擬肺空間１８を規定し、模擬肺空間１８に空気を出し入れするための貫通口１６が形成される模擬肺空間形成体となる。またアクチュエータ２２は、模擬肺空間１８の容積を変化させる容積変化手段となる。

また管路形成体２３に形成される管路１９は、人間の気道を模擬した模擬気道となる。以下、管路形成体２３によって形成される管路１９を、模擬気道１９と称する。管路形成体２３は、模擬肺空間形成体の貫通口形成部分１５に接続されて、空気を模擬肺空間１８に出し入れするための模擬気道１９を形成する模擬気道形成体となる。また管路形成体２３の開口１４は、人間の口腔または鼻腔を模擬したものとなる。模擬肺空間１８は、気体の出入口として貫通口１６だけが形成される、塞がれた空間となる。

アクチュエータ２２によって、ベローズポンプ２１を伸張変位駆動して、模擬肺空間１８を拡大させる。この場合、模擬肺空間１８の圧力が低下して、模擬気道１９を介して外方空間１７から模擬肺空間１８へ空気が流入する。このようにして模擬気道１９の開口１４から空気を吸引させて、肺の吸気動作を模擬することができる。

アクチュエータ２２によって、ベローズポンプ２１を縮退変位駆動して、模擬肺空間１８を縮小させる。この場合、模擬肺空間１８の圧力が増大して、模擬気道１９を介して模擬肺空間１８から外方空間１７へ空気が流出する。このようにして模擬気道１９の開口１４から空気を排出させて、肺の呼気動作を模擬することができる。

ベローズポンプ２１は、ベローズ本体３０を有するベローズ型ポンプである。ベローズポンプ２１は、予め定める軸線方向Ｘに伸縮可能な筒状のベローズ本体３０と、ベローズ本体３０の軸線方向一端部３０ａに連結されて、軸線方向Ｘに移動可能な取付部材３１と、ベローズ本体３０の軸線方向他端部３０ｂに連結されて、予め定める固定位置に固定される固定部材３２と、取付部材３１を軸線方向Ｘに案内する案内手段３３とを含む。

ベローズ本体３０は、ゴムまたは合成樹脂などの可撓性を有する材料からなり、軸線を含む断面形状がジグザグに形成されて、蛇腹状に形成される。またベローズ本体３０は、軸線方向Ｘに垂直な断面形状がほぼ一様に形成される。取付部材３１は、ベローズ本体３０の軸線方向一端部３０ａに形成される開口を塞ぐ。また固定部材３２は、ベローズ本体３０の軸線方向他端部３０ｂに形成される開口を塞ぐ。このようにしてベローズ本体３０と、取付部材３１と、固定部材３２とによって、模擬肺空間１８を規定する。

固定部材３２には、軸線方向Ｘに貫通する貫通口１６が形成される。貫通口１６を空気が通過することで、ベローズポンプ２１は、模擬肺空間１８に対して空気が流入出可能にする。取付部材３１が、案内手段３３に案内されて軸線方向Ｘに変位することで、ベローズ本体３０を軸線方向Ｘに伸縮させることができ、ベローズポンプ２１の容積を変化させることができる。

アクチュエータ２２は、固定部材３２に対して、取付部材３１を軸線方向Ｘに変位駆動させる駆動手段となる。本実施の形態では、アクチュエータ２２は、取付部材３１に固定される可動体３４と、可動体３４に貫通して螺合した状態で、可動体３４に対して回転自在に形成されて、軸線方向に平行に延びるねじ部材３５と、ねじ部材３５をその軸線まわりに回転させるモータ３６とを含む。たとえばモータ３６は、サーボモータであって、時定数１０〜１５ｍｓｅｃの高応答性を持ち、サーボアンプ２９によって速度制御される。

本実施の形態では、可動体３４とねじ部材３５とを含んで、ボールねじ機構が構成される。さらに具体的には、可動体３４とねじ部材３５とは、ボールスプライン付きボールねじから成る。またガイドレールが設けられる。ガイドレールは、可動体３４の軸線方向Ｘに案内するとともに、可動体３４がねじ部材３５の軸線まわりに回転することを阻止する。このレールガイドは、可動体３４を介して、取付部材３１を軸線方向Ｘに案内する案内手段３３となる。

モータ３６によってねじ部材３５を周方向一方に回転させることで、可動体３４とともに取付部材３１を軸線方向一方に移動させることができる。またモータ３６によってねじ部材３５を周方向他方に回転させることで、可動体３４とともに取付部材３１を軸線方向他方に移動させることができる。本実施の形態では、モータ３６の出力軸の回転をねじ部材３５に伝達する動力伝達機構が設けられる。動力伝達機構には減速器も含まれる。

モータ３６によって、取付部材３１を固定部材３２に対して、離反させる方向に移動させることで、ベローズポンプ２１が伸張して、その容積が増大する。またモータ３６によって、取付部材３１を固定部材３２に対して、近接させる方向に移動させることで、ベローズポンプ２１が縮退して、その容積が減少する。

また呼吸模擬装置２０は、管路形成体２３に介在される抵抗体２４を含む。抵抗体２４が管路形成体２３に介在されることで、管路形成体２３の管路抵抗が、人間の気道抵抗に略一致するように、抵抗体２４の管路抵抗が予め調整される。たとえば抵抗体２４は、両端が開放する円筒状に形成され、予め定める管路抵抗を有するために、内部空間に抵抗部材が設けられる。

本実施の形態では、抵抗体２４は、管路形成体２３から着脱可能に形成される。呼吸模擬装置２０は、管路抵抗の異なる複数の抵抗体２４のうちから選択される１つの抵抗体２４が、管路形成体２３に装着される。呼吸模擬装置２０に抵抗体が装着される場合、ベローズポンプ２１に流れ込む空気は、管路形成体２３を通過するに間に、抵抗体２４の内部空間を通過する。また管路形成体２３は、抵抗体２４が装着されない状態で、ベローズポンプ２１と接続可能に形成される。管路形成体２３は、抵抗体２４が装着されないで、ベローズポンプ２１に接続されることで、管路抵抗が実質的にゼロとなる。

また呼吸模擬装置２０は、模擬肺内圧力検出手段２５と、模擬気道圧力検出手段２６とを含む。模擬肺内圧力検出手段２５は、模擬肺空間１８の圧力を模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとして検出する。また模擬気道圧力検出手段２６は、模擬気道１９の圧力を模擬気道圧力値Ｐａｗとして検出する。

模擬肺内圧力検出手段２５は、固定部材３２に形成される検出孔１３を介して、模擬肺空間１８から導かれる空気の圧力を検出する。また模擬気道圧力検出手段２６は、管路形成体２３に形成される検出孔１２を介して、模擬気道１９から導かれる空気の圧力を検出する。検出孔１２は、抵抗体２４を挟んで、ベローズポンプ２１に対して反対側に形成される。たとえば各圧力検出手段２５，２６は、差圧式圧力センサによってそれぞれ実現される。各圧力検出手段２５，２６は、検出した圧力値を示す電気信号を出力する。

呼吸模擬装置２０は、模擬肺空間１８の膨張量Ｖおよび膨張速度ｄＶ／ｄｔを検出する検出手段を有する。ここで膨張量Ｖは、気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量である。また膨張速度ｄＶ／ｄｔは、単位時間あたりの容積の変化量を意味する。本実施の形態では、膨張量Ｖおよび膨張速度ｄＶ／ｄｔを検出手段は、モータ３６の出力軸の回転量を検出するエンコーダ２７によって実現される。エンコーダ２７は、モータ３６の出力軸の回転量を示す電気信号を出力する。

模擬肺空間１８の容積は、可動体３４の軸線方向Ｘの位置に比例する。また可動体３４の軸線方向Ｘの位置は、ねじ部材３５の回転量に比例する。ねじ部材３５の回転量は、モータ３６の出力軸の回転量に比例する。したがってエンコーダ２７によってモータ３６の出力軸の回転量を検出し、予め定められる換算式に従うことで、模擬肺空間１８の膨張量Ｖおよび膨張速度ｄＶ／ｄｔを求めることができる。また本実施の形態では、呼吸模擬装置２０は、模擬気道１９を流れる空気の流量を検出する流量検出手段２８を含む。流量検出手段２８は、たとえば差圧式流量計によって実現される。流量検出手段２８は、検出した流量値を示す電気信号を出力する。

呼吸模擬装置２０は、アクチュエータ２２を制御する制御装置９０を含む。制御装置９０は、コンピュータによって実現され、肺の動きに対応するようにサーボアンプ２９にモータ３６の回転量を決定するための制御指令を与える。制御指令が与えられたサーボアンプ２９は、制御指令に含まれる信号に基づいて、モータ３６の回転量を演算し、演算した回転量でモータ３６の出力軸が回転するように、モータ３６に電流を流す。制御装置９０は、１ｍｓｅｃの演算周期で演算可能に構成される。このように本実施の形態では、サーボアンプ２９は、制御装置９０から与えられる制御指令に基づいて、モータ３６の回転量を演算する演算回路を有する。

制御装置９０は、各圧力検出手段２５，２６によって検出される圧力値を示す電気信号が与えられる。また制御装置９０は、流量検出手段２７によって検出される流量値を示す電気信号が与えられる。また制御装置９０は、エンコーダ２７によって検出されるモータ３６の回転量を示す電気信号が与えられる。制御装置９０は、これらの各検出手段２５〜２８から与えられる電気信号に示される検出値に基づいて、サーボアンプ２９に与える制御指令値を演算する。

制御装置９０は、インターフェース部９１と、制御部９２と、一時記憶部９３と、記憶部９４とを含む。インターフェース部９１は、接続される各検出手段２５〜２８から与えられる信号を受信して、受信した信号を制御部９２に与える。また制御部９２から与えられる制御指令を示す信号を、サーボアンプ２９に送信する。記憶部９４は、制御部９２が実行すべき動作を示す動作プログラムが記憶される。

制御部９２が記憶部９４から動作プログラムを読出して実行することによって、肺の動きを模擬するように、モータ３６を制御することができる。また一時記憶部９３は、接続される各検出手段２５〜２８から与えられる信号を記憶するとともに、制御部９２による演算結果を記憶する。制御部９２は、集積回路であるＣＰＵ（Central Processing Unit
）などのマイクロコンピュータによって実現される。また一時記憶部９３は、ＲＡＭ（
Random Access Memory）などの記憶回路によって実現される。また記憶部９４は、ＲＯＭ（Read Only memory）などの記憶回路によって実現される。

制御装置９０は、肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する。また生成した自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、検出される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとから、肺に与えられる力を演算し、その力を示す信号をサーボアンプ２９に与える。サーボアンプ２９は、制御装置９０から与えられた信号に含まれる力に基づいて、肺の動きを模擬するためのモータ３６の動作量を演算する。そして演算結果に従って、モータ３６を駆動させる。

本実施の形態では、制御装置９０およびサーボアンプ２９は、模擬肺内圧力検出手段２５および膨張量検出手段２６の各検出結果に応答して、モータ３６を制御する制御手段となる。また制御装置９０は、肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する生成手段を兼ねる。

自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、横隔膜などの呼吸筋の動作によって生じる力であって、肺の外部から作用する力を圧力に換算したものである。この自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、呼吸に費やす努力に応じた圧力である。たとえば自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、呼吸困難および呼吸不全の場合には、正常時に比べて小さくなる。

また制御装置９０は、表示部９５と、入力部９６とを含んで構成される。表示部９５は、肺の動きを決定する条件を表示する。表示部９５は、インターフェース部９１を介して制御部９２から与えられる表示指令に従った情報を表示する。本実施の形態では、表示部９５に表示する情報として、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値、肺のコンプライアンス値Ｃ、気道抵抗値Ｒ、一分間あたりの呼吸回数Ｆ、動作モードおよび動作に関するメッセージが表示される。たとえば表示部９５は、液晶モニタによって実現される。

入力部９６は、肺の動きを決定する条件が入力される。入力部９６は、各種ボタンを含んで構成される。入力部９６は、操作者の操作に応じて与えられた肺の動きを決定する条件を、電気信号に変換してインターフェース部９１を介して制御部９２に与える。

本実施の形態では、入力部９６は、予め定められるパラメータを調整するための調整つまみと、調整つまみで設定するためのパラメータを選択するための選択ボタンと、調整つまみで設定されたパラメータを確定するための確定ボタンと、呼吸模擬動作の開始指令を与えるための動作開始ボタンと、呼吸模擬動作の停止指令を与えるための動作停止ボタンとを含む。調整つまみに設定されるパラメータは、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの最大値、肺のコンプライアンスＣ、気道抵抗Ｒおよび一分あたりの呼吸回数Ｆである。制御部９２は、入力部９６から入力される操作指令を示す信号に従った動作を実行する。

図２は、人間の呼吸器官５０と、ベローズポンプ２１を用いて呼吸器官５０をモデル化した呼吸器官モデル５１と、呼吸模擬装置２０とをそれぞれ示すブロック図である。図２（１）は、人間の呼吸器官５０を模式的に示す。図２（２）は、呼吸器官モデル５１を模式的に示す。図２（３）は、呼吸模擬装置２０を示す。

肺５２は、呼吸筋５３の運動によって、胸腔５４が陰圧になることによって膨張する。肺５２が膨張することで、空気が気道５５を介して肺５２内に流れ込む。また膨張後に、肺５２が収縮することで、肺５２内の空気が気道５５から排出される。このように肺５２は、胸腔内圧力に相当する自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが与えられることで、膨らむ方向の力が与えられる。このとき肺５２は、肺の動きを決定する膨張要因パラメータ値に基づいて、単位時間あたりの肺の膨張変化が決定する。たとえば膨張要因パラメータ値は、肺５２の可動部分の質量Ｍ、肺の可動部分の粘性抵抗であるダンピング定数Ｄ、肺のバネ定数であってエラスタンスＥおよび気道抵抗Ｒである。

図２（２）に示す呼吸器官モデル５１は、呼吸模擬装置２０に対応した構成を有し、アクチュエータ２２に換えて、ベローズポンプ２１の固定部材３０と取付部材３１との軸線方向距離を所定位置に保つ引張コイルばね５６が設けられる。またベローズポンプ２１の周囲を覆う筒状体５７が設けられる。これによってベローズ本体３０と筒状体５７との間に、胸腔に相当する空間が形成される。

呼吸器官モデル５１では、ベローズポンプ２１の可動部分の質量が、肺５２の可動部分の質量Ｍと等しく設定される。またベローズポンプ２１を膨張させた場合のダンピング定数およびエラスタンスが、肺５２のダンピング定数ＤおよびエラスタンスＥとそれぞれ等しく設定される。また管路形成体２３の管路抵抗が、気道抵抗Ｒと等しく設定される。

呼吸器官モデル５１について、筒状体５７とベローズポンプ２１との間の空間の圧力を低下させて、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに相当する力を発生させる。この場合、ベローズポンプ２１は、取付部材３１が受動的に移動することで容積が膨張して、肺の吸気動作と同様の動きを行う。

図２（３）に示すように呼吸模擬装置２０は、制御部９２によってアクチュエータ２２を制御して、取付部材３１を能動的に移動させる。具体的には、制御部９２は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓ、肺の可動部分の質量Ｍ、ダンピング定数ＤおよびエラスタンスＥなどを示す各膨張要因パラメータ値が与えられる。制御部９２およびサーボアンプ２９は、与えられた各膨張要因パラメータに基づいて、図２（２）に示す呼吸器官モデル５１の取付部材３１の移動位置と一致するように、取付部材５１の移動位置を演算する。

次に、サーボアンプ２９は、アクチュエータ２２を用いて、演算した取付部材５１の移動位置に、取付部材５１を能動的に移動させる。これによって呼吸模擬装置２０は、実際の呼吸器官５０を模擬して、管路形成体２３の開口から空気を給排気させることができる。また呼吸模擬装置２０は、実際の呼吸器官５０に対して、各膨張要因パラメータが一致していなくても、肺の動きを模擬することができる。

図３は、呼吸器官モデル５１を示すブロック線図である。図３は、ラプラス領域におけるブロック線図を示し、表示される各伝達関数は、ラプラス領域における伝達関数である。図３には、呼吸器官モデル５１を表現するために採用される計算式ごとのグループ６１〜６４を、２点鎖線で囲んで図示する。また圧力については、特に記載しない限り、絶対圧で表現する。

気道流量Ｑａｗは、模擬気道圧力Ｐａｗと模擬肺内圧力Ｐａｌｖとの圧力差に比例し、気道抵抗Ｒに反比例する。したがって次の（１）式を導くことができる。（１）式で示される図３の第１グループ６１は、気道流量Ｑａｗに関するグループとなる。

ここで、Ｑａｗは、気道流量であって、単位時間あたりに模擬気道１９を流れる支援ガスの体積を示す。またＰａｗは、模擬気道圧力であって、管路形成体２３内の圧力を示す。またＰａｌｖは、模擬肺内圧力を示す。以下「・」は、乗算記号を示す。

また模擬肺空間１８に蓄積される空気の単位時間あたりの重量変化ｄＧ／ｄｔは、気道流量Ｑａｗに、空気の比重量を乗算した値となる。したがって次の（２）式を導くことができる。

ここで、ｄＧ／ｄｔは、模擬肺空間１８に蓄積される空気の単位時間あたりの重量変化を示す。またγ_０は、空気の比重量であって、単位体積あたりの重量を示す。本実施形態では、温度変化による体積変化が少ないとして一定値を用いる。

また模擬肺空間１８での理想気体の状態方程式を（３）式に示す。

ここで、Ｖａｂｓは、模擬肺空間１８の容積を示す。またＧは、模擬肺空間１８に蓄積される空気の総重量を示す。またＲ_Ｄは、空気の重量を基準とした気体定数である。また模擬肺内の圧力変化幅は、約１０ｃｍＨ_２Ｏと小さいので、温度変化は無視できるとして、次の（４）式を導くことができる。また（４）式を積分してラプラス変換表示し、積分定数となる初期値を加えることで、次の（５）式を導くことができる。（５）式で示される図３の第２グループは、マスバランスに関するグループとなる。

ここで、ｄ（Ｐａｌｖ・Ｖａｂｓ）／ｄｔは、模擬肺内圧力Ｐａｌｖと、模擬肺空間１８の容積Ｖａｂｓとの乗算値を、時間微分した値を示す。またｓは、ラプラス演算子を示す。また本実施の形態では、Ｃ_Ｌは、流量Ｑａｗから、圧力Ｐａｌｖと容積Ｖとの積を表わす流量変換値であって、予め定められる一定値に設定される。またＰａｌｖ_０は、吸気動作開始前の模擬肺内圧力Ｐａｌｖである。Ｖ_０は、吸気動作開始前の模擬肺空間１８の容積である。

またベローズポンプ２１は、膨張する力が与えられて容積が膨張する場合、与えられる力が一定の場合、膨張加速度ｄ^２Ｖ／ｄｔ^２は、ベローズポンプ２１の可動部分の質量Ｍ_Ｌに反比例する。また膨張速度ｄＶ／ｄｔは、ベローズポンプ２１の可動部分のダンピング係数Ｄ_Ｌに反比例する。また膨張量Ｖは、ベローズポンプ２１の可動部分のコンプライアンスＣの逆数に反比例する。

またベローズポンプ２１を膨張させる力は、圧力値で表現すると、自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算した値（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）となる。したがって次の（７）式および（８）式を導くことができる。また（８）式で用いられる膨張量Ｖは、気体の吸引を開始してからの模擬肺空間１８の容積の膨張量である。言い換えると膨張量Ｖは、模擬肺空間の体積Ｖａｂｓから、積分定数である吸気開始時の体積値Ｖ_０が除かれた値である。したがってこれを補う式を（９）式に示す。（８）式および（９）式で示される第３のグループ６３は、ベローズポンプ２１の運動方程式に関するグループとなる。

ここで、Ｖは、吸引開始直後のベローズポンプ２１の容積Ｖ_０に比べて、ベローズポンプ２１の容積が増加した増分体積を示す。またＭ_Ｌ、Ｄ_Ｌは、ベローズポンプ２１に与えられる膨張力を圧力換算した場合の、肺に関する可動部分の質量、肺に関する可動部分のダンピング係数をそれぞれ示す。

本実施の形態では、Ｍ_Ｌ、Ｄ_Ｌは、肺の可動部分の質量Ｍおよび肺の可動部分のダンピング定数Ｄを、ベローズ本体３０の軸線方向Ｘに垂直な断面積Ａの二乗Ａ^２でそれぞれ割算した値（Ｍ／Ａ^２，Ｄ／Ａ^２）と近似する。またｄ^２Ｖ／ｄｔ^２は、肺模擬空間１８の容積の膨張加速度であって、膨張量Ｖの２回時間微分値を示す。またｄＶ／ｄｔは、模擬肺空間１８の容積の膨張速度であって、膨張量Ｖの１回時間微分値を示す。またＣは、肺のコンプライアンス値を示す。

また（５）式で求められる、模擬肺内圧力Ｐａｌｖと体積Ｖａｂｓとの乗算値（Ｐａｌｖ・Ｖａｂｓ）を、（８）式および（９）式を用いて求められる体積Ｖａｂｓで割算することで、模擬肺内圧力Ｐａｌｖを求めることができる。したがって次の（１０）式を導くことができる。（１０）式で示される第４グループ６４は、模擬肺内圧力Ｐａｌｖの演算に関するグループとなる。

ここで、［Ｐａｌｖ・Ｖａｂｓ］ｍａｓｓは、（５）式で表わされるマスバランス式に基づいて求められる肺胞模擬圧力Ｐａｌｖと、体積Ｖａｂｓとの乗算値である。また［Ｖａｂｓ］ｍｏｔｉｏｎは、（８）式および（９）式で表わされる運動方程式に基づいて求められる体積Ｖａｂｓである。（１０）式で求められる模擬肺内圧力Ｐａｌｖは、第１グループ６１および第３グループ６３に用いられる模擬肺内圧力Ｐａｌｖとなる。また本実施の形態では、各圧力値Ｐｍｕｓ，Ｐａｗ，Ｐａｌｖは、絶対圧を基準としたが、変換式を用いることでゲージ圧を基準としてもよい。

本実施の形態では、呼吸模擬装置２０は、第１の動作モードと、第２の動作モードとを実現可能である。第１の動作モードは、気道抵抗Ｒを模擬した模擬気道抵抗Ｒを物理的構成によって実現させて、肺の動きを達成させる形態である。具体的には、第１の動作モードは、気道抵抗値Ｒと同様の管路抵抗値Ｒを有する抵抗体２４を管路形成体２３に介在させる形態である。第１の動作モードでは、抵抗体２４に加えて、気管挿管チューブなども接続可能である。また気道抵抗を実際の抵抗体２４で実現することで、演算を簡単化することができ、演算ミスの発生を防ぐことができる。

第２の動作モードは、制御部３２およびサーボアンプ２９の演算によって、気道抵抗Ｒが存在する肺の動きを実現させる形態である。具体的には、第２の動作モードは、抵抗体２４を管路形成体２３に介在させることなく、制御部３２およびサーボアンプ２９によるソフトウェア演算によって気道抵抗Ｒが存在する肺の動きを模擬させる。第２の動作モードでは、呼吸模擬装置２０によって肺の動きを模擬している途中に、気道抵抗２４を無段階に設定変更可能である。

図４は、呼吸模擬装置２０の第１の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。制御部９２は、自発呼吸圧力信号生成部７０と、外力演算部７１と、弾性抵抗演算部７２と、弾性影響膨張力演算部７３との機能を実現可能に構成される。またサーボアンプ２９は、粘性影響膨張力演算部７４と、粘性抵抗演算部７５と、容積変化演算部７６と、膨張量演算部７７との機能を実現可能に構成される。

ここでサーボアンプ２９は、演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、ベローズポンプ２１の容積が変化するように、アクチュエータに変化指令を与える変化指示部となる。また粘性影響膨張力演算部７４と、粘性抵抗演算部７５と、容積変化演算部７６とを合わせることで、肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算部となる。

自発呼吸圧力信号生成部７０は、肺の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを模擬した自発呼吸圧力を示す自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する。自発呼吸圧力信号生成部７０は、予め記憶部９４に記憶される情報に従って時間経過とともに変化する自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する。自発呼吸圧力信号生成部７０は、生成した自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを外力演算部７１に与える。

図５は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示すグラフである。呼吸模擬装置２０は、吸気期間の動作と呼気期間の動作とを交互に繰返す。自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、吸気動作を行う吸気期間において、吸気開始時から徐々に増大し、吸気終了直前に最大となる。また自発呼吸圧力Ｐｍｕｓは、呼気動作を行う呼気期間において、呼気開始時から時間変化に対して大きな変化率で減少し、呼気期間後半では、大気圧とほぼ等しくなる。自発呼吸圧力信号生成部７０は、図５に表わされるような自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示す信号を生成する。

また図５に示す自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化は一例であって、自発呼吸圧力信号生成部７０が生成する自発呼吸圧力信号は、図５に示す以外の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示す信号を生成してもよい。本実施の形態では、図５に示す標準波形のほか、正弦波形、台形波形のいずれかを選択可能に構成される。また最大値を設定可能に形成されるとともに、呼吸回数を選択することで吸気期間を設定可能に形成される。

外力演算部７１は、自発呼吸圧力信号生成部７０から自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示す信号が与えられるとともに、模擬肺内圧力検出手段２５から模擬肺内圧力Ｐａｌｖを示す圧力検出信号が与えられる。外力演算部７１は、自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、肺を膨張させるために働く外力Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を求める。外力演算部７１は、外力Ｐ１を示す演算信号を弾性影響膨張力演算部７３に与える。

弾性抵抗演算部７２は、エンコーダ２７からモータ３６の回転量を示す信号が与えられる。弾性抵抗演算部７２は、モータ３６の回転量に基づいて、吸気開始からベローズポンプ２１の容積が膨張した膨張量Ｖを求める。次に、膨張量Ｖを、予め定められる肺のコンプライアンスＣで割算して、肺の膨張に抗する弾性抵抗力Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を求める。弾性抵抗演算部７２は、求めた弾性抵抗力Ｐ２を示す演算信号を、弾性影響膨張力演算部７３に与える。ここで弾性抵抗演算部７２は、弾性抵抗力の演算にあたって、入力部９６を介して操作者から与えられるコンプライアンスＣを用いてもよく、記憶部９４に記憶されるコンプライアンス値Ｃを用いてもよい。

弾性影響膨張力演算部７３は、外力演算部７１から肺を膨張させる外力Ｐ１を示す演算信号が与えられるとともに、弾性抵抗演算部７２から膨張に抵抗する肺の弾性抵抗力Ｐ２を示す演算信号が与えられる。弾性影響膨張力演算部７２は、外力Ｐ１から弾性抵抗力Ｐ２を減算して、弾性抵抗力を考慮して、肺を膨らませるために作用する弾性影響膨張力Ｐ３（＝Ｐ１−Ｐ２）を求める。弾性影響膨張力演算部７３は、弾性抵抗力Ｐ２を考慮した肺の弾性影響膨張力Ｐ３を示す演算信号を粘性影響膨張力演算部７４に与える。

粘性影響膨張力演算部７４は、弾性影響膨張力演算部７３から弾性影響膨張力Ｐ３を示す信号が与えられるとともに、粘性抵抗演算部７５から、肺の膨張に抵抗する肺の粘性抵抗力Ｐ４を示す信号が与えられる。粘性影響膨張力器７４は、弾性影響膨張力Ｐ３から粘性抵抗力Ｐ４を減算して、粘性抵抗力Ｐ４を考慮して、肺を膨らませるために作用する粘性影響膨張力Ｐ５（＝Ｐ３−Ｐ４）を求める。粘性影響膨張力演算部７４は、粘性影響膨張力Ｐ５を示す演算信号を容積変化演算部７６に与える。

容積変化演算部７６は、粘性影響膨張力演算部７３から粘性影響膨張力Ｐ５を示す信号が与えられる。容積変化演算部７６は、粘性影響膨張力Ｐ５を、肺の可動部分の等価質量Ｍ_Ｌで減算し、減算値を積分した値を、肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔとして演算する。ここで、肺の可動部分の等価質量値Ｍ_Ｌは、予めサーボアンプ２９に設けられる記憶部９４に記憶される。膨張速度演算部７６は、演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを示す信号を、粘性抵抗演算部７５および膨張量演算部７７に与える。

粘性抵抗演算部７５は、容積変化演算部７６から肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを示す信号が与えられる。粘性抵抗演算部７５は、肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔに、肺の等価ダンピング定数Ｄ_Ｌを乗算して、肺の膨張に抵抗する粘性抵抗力Ｐ４を演算する。粘性抵抗演算部７５は、演算した粘性抵抗力Ｐ４を示す信号を粘性抵抗影響膨張力演算部７４に与える。

膨張量演算部７７は、容積変化演算部７６から肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを示す信号が与えられる。膨張量演算部７７は、肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを積分して、肺の膨張量Ｖを求める。膨張量演算部７７は、求めた肺の膨張量Ｖを示す信号を電流回路に与える。電流回路は、与えられる肺の膨張量を示す信号に従って、ベローズポンプ２１を拡大させる拡大量を決定し、その拡大量となるような電流をモータ３６に与える。

このように本実施の形態では、制御部９２は、外力Ｐ１に対して、弾性抵抗力Ｐ２を減算した弾性影響膨張力Ｐ３を求め、弾性影響膨張力Ｐ３を示す信号をサーボアンプに与える。具体的には、制御部９２は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを模擬した信号を生成するとともに、模擬肺内圧力検出手段２５およびエンコーダ２７からの検出信号を取得して、弾性影響膨張力Ｐ３を求める。制御部９２は、上述した（８）式の右辺をソフトウェアによって実現し、弾性影響膨張力Ｐ３を、（（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））として演算する。ここでＰｍｕｓは自発呼吸圧力である。Ｐａｌｖは肺模擬圧力である。またＶは膨張量である。またＣは肺のコンプライアンスである。また実際には、制御部９２は、演算遅れが影響しない適正な前向きのゲインを、サーボアンプ２９に与える。

またサーボアンプ２９は、制御部９２から与えられる弾性影響膨張力Ｐ３を示す信号に基づいて、ベローズポンプ２１を拡大させる拡大量を決定し、その拡大量となるような電流をモータ３６に与える。具体的には、サーボアンプ２９は、上述した（８）式の左辺をソフトウェアによって実現し、肺の膨張量Ｖを、Ｐ３／（ｓ・（Ｍ_Ｌ・ｓ＋Ｄ_Ｌ））として演算する。ここでＰ３は、弾性影響膨張力である。またｓは、ラプラス演算子を示す。またＭ_Ｌは、肺の等価質量を示す。またＤ_Ｌは、肺の等価ダンピング定数を示す。

第１の動作モードでは、図２（３）に示すように、肺の動きと肺内の気体マスバランス機能を電気サーボ系とベローズポンプ機構に置き換えるとともに、気道抵抗値を抵抗体２４によって実現する。また制御部９２で、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの設定、肺のコンプライアンス値Ｃをそれぞれ設定し、サーボアンプ２９で、実際の肺の動きを模擬するようなベローズポンプ２１の駆動量の演算を決定する。このようにしてベローズポンプ２１を能動的に駆動させることで、ベローズポンプ２１の可動部分のコンプライアンスＣ、質量Ｍおよびダンピング定数Ｄが、実際の肺と異なっていたとしても、呼吸模擬装置２０は、肺の動きを模擬した気体の吸気動作を行うことができる。

また図３で示される各演算部は、プログラムを実行することによって実現されるソフトウェアによって実現されてもよい。また電気回路などのハードウェアによって実現されていてもよい。また説明を容易にするために、各演算部について個別に示したが、等価変換して複数を１つにまとめるようにしてもよい。たとえば制御部９２は、次の（１１）式にしたがって、膨張量を決定してもよい。

ここで左辺のｄＶ／ｄｔは、モータ３６に与える指令信号を生成するための、ベローズポンプ２１の膨張速度を示す。右辺のＶは、エンコーダから与えられる膨張量を示し、右辺のｄ^２Ｖ／ｄｔ^２は、エンコーダから与えられる膨張量から求められる膨張加速度を示す。

図６は、呼吸模擬装置２０の第２の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。第２の動作モードでは、抵抗体２４が取り外されて、管路形成体２３の抵抗は、実質的にはゼロとなるように設定される。この場合、理論的には、気道圧力Ｐａｗと、ベローズポンプ２１の内圧とは等しい。したがってベローズポンプ２１の膨張量Ｖの演算は、気道流量Ｑａｗに基づいて求められる。

制御部９２は、自発呼吸圧力信号生成部７０と、外力演算部７１と、弾性抵抗演算部７２と、弾性影響膨張力演算部７３と、差圧演算部７８と、気道流量演算部７９と、圧力増分流量演算部８０と、模擬肺内圧力演算部８１との機能を実現可能に構成される。またサーボアンプ２９は、粘性影響膨張力演算部７４と、粘性抵抗演算部７５と、容積変化演算部７６と、膨張量演算部７７との機能を実現可能に構成される。

自発呼吸圧力信号生成部７０、弾性抵抗演算部７２および弾性影響膨張力演算部７３は、第１の動作モードと同様であり、説明を省略する。また粘性影響膨張力演算部７４、粘性抵抗演算部７５、容積変化演算部７６および膨張量演算部７７は、第１の動作モードと同様であり、説明を省略する。

外力演算部７１は、自発呼吸圧力信号生成部７０から自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示す信号が与えられるとともに、模擬肺内圧力演算部８１から模擬肺内圧力Ｐａｌｖを示す信号が与えられる。外力演算部７１は、自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、圧力検出信号が示す模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、肺を膨張させるために働く外力Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を求める。外力演算部７１は、外力Ｐ１を示す演算信号を弾性影響膨張力演算部７３に与える。

差圧演算部７８は、模擬気道圧力検出手段２６から模擬気道圧力Ｐａｗを示す圧力検出信号が与えられるとともに、模擬肺内圧力演算部８１から模擬肺内圧力Ｐａｌｖを示す信号が与えられる。差圧演算部７８は、模擬気道圧力Ｐａｗから模擬肺内圧力Ｐａｌｖを減算して、模擬気道圧力と模擬肺内圧力との差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を求める。差圧演算部７８は、差圧を示す信号を気道流量演算部７９に与える。

気道流量演算部７９は、差圧演算部７８から与えられる差圧信号が与えられる。気道流量演算部７９は、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を気道抵抗値Ｒで割算して、気道流量Ｑａｗを求める。気道流量演算部７９は、求めた気道流量Ｑａｗを示す信号を圧力増分流量演算部８０に与える。

圧力増分流量演算部８０は、気道流量演算部７９から気道流量Ｑａｗを示す信号が与えられるとともに、エンコーダ２７からベローズポンプ２１の膨張速度ｄＶ／ｄｔを示す信号が与えられる。圧力増分流量演算部８０は、気道流量Ｑａｗから膨張速度ｄＶ／ｄｔを減算して、ベローズポンプ２１内に流れ込んだ気体のうちで、ベローズポンプ２１内の圧力増加に寄与する気体の流量（Ｑａｗ−ｄＶ／ｄｔ）を演算する。圧力増分流量演算部８０は、ベローズポンプ２１内の圧力増加に寄与する気体の流量を示す信号を模擬肺内圧力演算部８１に与える。

模擬肺内圧力演算部８１は、圧力増分流量演算部８０から与えられる圧力増分流量を次の（１２）式に従って求める。

言い換えると、（４）式を線形化した次の（１３）式が成り立つ。

模擬肺内圧力演算部８１は、（１２）式に従って、模擬肺内圧力Ｐａｌｖを演算し、演算結果を示す信号を外力演算部７１および差圧演算部７８にそれぞれ与える。

このように第２の動作モードでは、模擬気道圧力検出手段２６によって検出された模擬気道圧力Ｐａｗと、エンコーダ２７によって検出される膨張速度ｄＶ／ｄｔとに基づいて、模擬肺圧力Ｐａｌｖを演算し、演算結果を用いて、肺を膨張するために作用する外力Ｐ１を演算する。他の動作については、第１の動作と同様である。具体的には、制御部９２は、上述した（８）式の右辺、（１２）式の左辺をソフトウェアによって実現する。

図７は、制御部９２の動作を示すフローチャートである。まずステップｓ０で、呼吸模擬装置２０に電力が供給されて各構成部分が動作可能に維持された状態で、入力部９６を介して、呼吸模擬動作を開始する開始指令が与えられると、ステップａ１に進み、制御部９２は、呼吸模擬動作を開始する。

ステップｓ１では、制御部９２は、第１の動作モードと第２の動作モードとのいずれが選択されているか否かを判断する。どちらの動作モードが選択されているかは、予め入力部によって記憶部９４に入力されている。制御部９２は、記憶部９４から選択された動作モードを読み出して、第１の動作モードが選択されている場合には、ステップｓ２に進む。

ステップｓ２では、制御部９２は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示す信号を生成するとともに、模擬肺内圧力検出手段２５から模擬肺内圧力Ｐａｌｖを示す信号を取得する。制御部９２は、これらの信号に従って、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと模擬肺内圧力Ｐａｌｖとを加算して、肺を膨張するために与えられる外力Ｐ１を演算する。このようにして外力演算工程を終了すると、ステップｓ３に進む。

ステップｓ３では、制御部９２は、エンコーダ２７からベローズポンプ２１の膨張量Ｖを示す信号を取得する。制御部９２は、肺のコンプライアンス値Ｃと膨張量Ｖとに基づいて、肺の弾性抵抗力Ｐ２を求める。次に、ステップｓ２で求めた外力Ｐ１から、弾性抵抗力Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力Ｐ３を演算し、演算結果をサーボアンプ２９に与える。このようにして弾性抵抗力演算工程と弾性影響膨張力工程とを終了すると、ステップｓ４に進む。

サーボアンプ２９は、制御部９２から与えられた弾性影響膨張力Ｐ３に基づいて、モータの動作量を演算し、演算した動作量に応じた電流をモータ３６に与える。このようにサーボアンプ２９は、弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算工程と、前記膨張速度演算工程によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、ベローズポンプ２１の容積が変化するように、モータ３６に変化指令を与える変化指示工程とを行う。

ステップｓ４では、制御部９２は、入力部９６を介して、呼吸模擬動作を終了する終了指令が与えられたか否かを判断する。制御部９２は、呼吸模擬動作を終了する終了指令が与えられていないと判断すると、ステップｓ２に戻り、ステップｓ２〜ｓ４を繰返す。またステップｓ４において、制御部９２は、終了指令が与えられたと判断すると、ステップｓ５に進み、動作を終了する。

またステップｓ１において、制御部９２は、第２の動作モードが選択されていると判断すると、ステップｓ６に進む。ステップｓ６では、制御部９２は、エンコーダ２７から与えられる信号と、模擬気道圧力検出手段２６から与えられる信号とに基づいて、（１２）式に従って、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算し、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算する模擬肺内圧力演算工程を終了すると、ステップｓ７に進む。

ステップｓ７では、制御部９２は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを示す信号を生成するとともに、模擬肺内圧力演算部８１から模擬肺内圧力Ｐａｌｖを示す信号を取得する。制御部９２は、これらの信号に従って、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓと模擬肺内圧力Ｐａｌｖとを加算して、肺を膨張するために与えられる外力Ｐ１を演算する。このようにして外力演算工程を終了すると、ステップｓ８に進む。

ステップｓ８では、ステップｓ３と同様の動作を行い、弾性影響膨張力Ｐ３を演算し、ステップｓ９に進む。サーボアンプ２９は、制御部９２から与えられた弾性影響膨張力Ｐ３に基づいて、モータ３６の動作量を演算し、演算した動作量に応じた電流をモータ３６に与える。

ステップｓ９では、制御部９２は、入力部９６を介して、呼吸模擬動作を終了する終了指令が与えられたか否かを判断する。制御部９２は、呼吸模擬動作を終了する終了指令が与えられていないと判断すると、ステップｓ６に戻り、ステップｓ６〜ｓ９を繰り返す。またステップｓ９において、制御部９２は、終了指令が与えられたと判断すると、ステップｓ５に進み、動作を終了する。

このような制御部９２の動作は、記憶部９４に記憶される動作プログラムを実行することによって実現される。またこのような制御方法は、ベローズポンプ２１と、管路形成体２３と、アクチュエータ２２とを有する肺模擬体１００の制御方法として適用することができる。この場合、肺模擬体１００の管路形成体２３に抵抗体２４が介在されることで、第１の動作を実行することができ、抵抗体２４が取外されることで、第２の動作を実行することができる。

表１に呼吸模擬装置２０の基本性能を示す。また表１に対して、気道抵抗値設定可能範囲は、３〜１０００ｃｍＨ２０／（リットル／秒）まで拡張されることが好ましい。

図８は、模擬気道抵抗Ｒの試験結果を示すグラフである。図８には、抵抗体２４を接続した第１の動作モードと、気道抵抗をソフトウエアで模擬した第２の動作モードとを比較して示す。図８には、縦軸に呼吸模擬装置２０の模擬気道抵抗Ｒの測定値を示し、横軸に模擬気道抵抗Ｒの理想基準値を示す。

第１の動作モードでは、人工呼吸器を呼吸模擬装置２０に接続し、人工呼吸器から供給する支援ガスの圧力をランプ状に変化させる。このときの模擬気道圧力Ｐａｗ、模擬肺内圧力Ｐａｌｖを測定するとともに、気道流量Ｑａｗを測定した。気道流量Ｑａｗが安定したときの、それらの値Ｑａｗ，Ｐａｗ，Ｐａｌｖを用いて、次の（１３）式にあてはめて、模擬気道抵抗Ｒを測定した。

また第２の動作モードでは、模擬肺内圧力Ｐａｌｖは、演算によって求めているので、模擬肺内圧力Ｐａｌｖは、測定した気道圧力Ｐａｗと、計測した気道流量Ｑａｗとを用いて、次の（１４）式をもちいて、模擬肺内圧力Ｐａｌｖを求めてから、（１３）式に代入して、模擬気道抵抗Ｒを測定した。

ここで、Ｒ_０は、制御部９２で設定された模擬気道抵抗Ｒである。
図８に示すように、第１の動作モードおよび第２動作モードともに、模擬気道抵抗Ｒの測定値は、模擬気道抵抗の理想基準値とほぼ同じ値を示した。各動作モードともに、理想基準値からの誤差は、最小測定レンジである気道抵抗Ｒが５［ｃｍＨ_２０／（リットル／秒）］で、１９％である。その他のレンジでは、さらに誤差が小さい。このように模擬気道抵抗Ｒの測定値は、理想基準値の±２０％以内を実現している。たとえば日本工業規格（JIS T 7204-1989「医療用人工呼吸器」で推奨している許容範囲（理想基準値±２０％以内））を満たしている。ただしこの許容範囲は、受動的なモデル肺を対象としている。

したがって第１の動作モードおよび第２の動作モードともに、肺の気道抵抗Ｒを十分に模擬可能であることがわかる。第１の動作モードでは、管路抵抗の異なる抵抗体に取り替えることで、模擬気道抵抗Ｒを変更することができる。また第２の動作モードでは、制御部９２が演算に採用する模擬気道抵抗Ｒを変更することで、模擬気道抵抗Ｒを変更することができる。

図９は、コンプライアンスＣの試験結果を示すグラフである。図９には、人工呼吸器を接続させずに自発呼吸時のコンプライアンスを測定した第１の計測方法と、人工呼吸器による支援時のコンプライアンスを測定した第２の計測方法とを比較して示す。図９には、縦軸に呼吸模擬装置のコンプライアンスの測定値を示し、横軸にコンプライアンスの理想基準値を示す。

第１の計測方法では、呼吸模擬装置２０によって肺の動作を模擬させて、吸気期間が終了したタイミングで空気回路の閉塞を行う。閉塞した後、模擬自発呼吸Ｐｍｕｓをゼロとして、そのときの模擬肺内圧力Ｐａｌｖのピーク圧力とベローズポンプ２１の移動量を計測し、次の（１５）式を用いて、コンプライアンスＣを測定した。

第２の計測方法では、呼吸模擬装置２０の自発呼吸圧力Ｐｍｕｓをゼロとして、無呼吸状態にして、人工呼吸器から一定圧力の支援ガスを供給したときのベローズポンプ２１の移動量を計測して、次の（１５）式を用いて、コンプライアンスＣを測定した。

第１の計測方法で測定した場合において、理想基準値からの誤差は、最大で３．６％である。また第２の計測方法で測定した場合において、理想基準値からの誤差は、最大で２．４％である。このようにコンプライアンスＣの測定値は、理想基準値の±５％以内を実現している。たとえば日本工業規格（JIS T 7204-1989「医療用人工呼吸器」で推奨している許容範囲（理想基準値±５％以内））を満たしている。ただしこの許容範囲は、受動的なモデル肺を対象としている。

したがって人工呼吸器を接続せずに自発呼吸させた場合と、人工呼吸器を接続させた場合とで、肺のコンプライアンスＣを十分に模擬可能であることがわかる。また各動作モードにおいて、制御部９２が演算に採用するコンプライアンスＣを変更することで、コンプライアンスＣを変更することができる。

図１０は、呼吸模擬装置２０の応答性を説明するための図である。図１０（１）は、第１の動作における応答性を示し、図１０（２）は、第２の動作における応答性を示す。図１０は、ランプ状に自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを増加させた場合の気道流量Ｑａｗの流量変化を示す。また図１０（１），図１０（２）には、図３に示すブロック図で、Ｍ_Ｌ＝０，Ｄ_Ｌ＝０として、シミュレーションで求めた気道流量Ｑａｗを破線で示す。

図１０に示すように、呼吸模擬装置２０における気道流量を計測した場合も、シミュレーションで求めた気道流量Ｑａｗの変化に追従していることがわかる。したがって自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの変化に応じた気道流量の十分な応答性を得ることができる。また第１の動作モードでは、吸気開始直後に、１５ｍ秒程度の遅れが発生している。この遅れは、ベローズポンプ機構部分の機械的摩擦などの影響であるが、実用上問題はない。また遅れを補償する制御部９２を制御部が有してもよい。たとえば第２の動作モードにおいて、Ｃ´_ＬまたはＣ´_Ｌに設定されるＶ_０を可変にすることで、遅れの影響を低減することができる。

図８〜図１０に示すように、本実施の形態の呼吸模擬装置２０は、第１の動作モードおよび第２の動作モードであっても、肺の動きを精度よく模擬することができ、実用上使用可能な性能を有する。

呼吸模擬装置２０に接続される人工呼吸器は、たとえば呼吸支援方法として、ＰＳＶ（
Pressure Support Ventilation）、ＳＩＭＶ（Spontaneous Intermittent Mandatory
Ventilation）、ＡＭＶ（Assisted Mandatory Ventilation）またはＰＡＶ（
Proportional Assist Ventilation）を行う。たとえばＰＡＶ法は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓに比例した圧力支援を行う呼吸支援方法である。呼吸模擬装置２０は、人工呼吸器によって変化する模擬気道圧力Ｐａｗまたは模擬肺内圧力Ｐａｌｖに応じてベローズポンプ２１を動作させる。本実施の形態の呼吸模擬装置２０は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓを任意に設定可能であるので、ＰＡＶ法を行う人工呼吸器の性能確認に高い効果を発揮する。

以上のように、本実施形態の呼吸模擬装置２０は、第１の動作モードでは、検出される模擬肺内圧力Ｐａｌｖと、演算生成される自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとに基づいて、モータ３６を制御する。また第２の動作モードでは、検出される気道圧力Ｐａｗと、演算生成される自発呼吸圧力Ｐｍｕｓとに基づいて、モータ３６を制御する。このように、呼吸模擬装置２０は、検出される圧力値に基づいて、実圧力フィードバック制御を行う。これによって、人工呼吸器によって支援される支援量に応じて、変化する肺の動きを精度よく模擬することができる。

また本実施の形態では、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓが存在する場合について模擬したが、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓをゼロとして設定することで、無呼吸状態の肺の動きについても模擬することができる。この場合、呼吸模擬装置２０は、人工呼吸器から供給される支援ガスによる圧力変化に応じて、設定される気道抵抗ＲおよびコンプライアンスＣに従って、ベローズポンプ２１を動作させる。これによって無呼吸状態での人工呼吸器の支援状態、性能確認を行うことができ、利便性を向上することができる。たとえば無呼吸状態での人工呼吸器の呼吸支援方法として、一定間隔毎に支援ガスを供給する非同期型サポートを行ってもよい。

また本実施の形態では、制御部９２に設定される自発呼吸圧力ＰｍｕｓおよびコンプライアンスＣを、任意のタイミングでそれぞれ変更することができる。これによって肺の状態が変化した状態を模擬することができ、多様な条件で、人工呼吸器の動作確認を行うことができる。

また第１の動作モードでは、管路抵抗が異なる抵抗体２４に取り替えることで、呼吸模擬装置２０の模擬気道抵抗Ｒを変更することができる。また第２の動作モードでは、制御部９２に設定される模擬気道抵抗Ｒを、任意のタイミングで変更することができる。これによって気道抵抗Ｒが異なる場合の肺の動きを模擬することができ、さらに多様な条件で、人工呼吸器の動作確認を行うことができる。また本実施の形態では、（７）式に従うことで、肺の弾性抵抗力Ｐ２および粘性抵抗力Ｐ４を考慮して、肺の膨張速度を演算することができる。これによって模擬対象とする肺の動きをより精度よく実現することができる。また肺の等価質量Ｍ_Ｌおよびダンピング定数Ｄ_Ｌを変更することで、多様な肺の動作を模擬することができる。たとえば幼児の肺の動きを模擬する場合、成人男性に対して等価質量Ｍ_Ｌ、ダンピング定数Ｄ_Ｌ、コンプライアンスＣを変更することで、より精度よく肺の動きを模擬することができる。さらに本実施の形態では、制御部９２は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間応答形状を意味するパターン、最大値を意味する大きさおよび呼吸回数Ｆを、入力部から与えられる指令に応じて、呼吸模擬動作中に変更可能とすることで、さらに利便性を向上することができる。

図１１は、本発明の第２実施形態である呼吸模擬装置の第１の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。本発明の第２実施形態の呼吸模擬装置２０は、第１実施形態の呼吸模擬装置に比べて、弾性抵抗演算部１７２の構成が異なり、他の構成については同様である。第１実施形態と同様の構成については、説明を省略して同様の参照符号を付する。

弾性抵抗演算部１７２は、エンコーダ２７によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖに応じて決定される模擬コンプライアンス値Ｃを用いて、弾性抵抗力値Ｐ２を演算する。具体的には、弾性抵抗演算部１７２は、エンコーダ２７からモータ３６の回転量を示す信号が与えられる。弾性抵抗演算部７２は、モータ３６の回転量に基づいて、吸気開始からベローズポンプ２１の容積が膨張した膨張量Ｖを求める。次に、予め定められるコンプライアンス導出関数ｆ_Ｃ（Ｖ）に膨張量Ｖを代入して、コンプライアンス値Ｃを求める。次に、弾性抵抗演算部１７２は、求めた肺のコンプライアンスＣで、膨張量Ｖを割算して、肺の膨張に抗する弾性抵抗力Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を求める。弾性抵抗演算部７２は、求めた弾性抵抗力Ｐ２を示す演算信号を、弾性影響膨張力演算部７３に与える。

図１２は、膨張量Ｖと、弾性抵抗力Ｐ２との関係を近似的に示す非線形曲線のグラフである。膨張量Ｖが大きい場合には、膨張量Ｖが小さい場合に比べて、飽和して膨張量の単位変化ΔＶあたりの弾性抵抗力の変化量ΔＰ_２／ΔＶが小さくなる（（ΔＰ_２２／ΔＶ_２）＜（ΔＰ_２１／ΔＶ_１））。図１２に示す場合には、弾性抵抗力Ｐ２は、膨張量Ｖを変数とする二次関数の逆関数となる。

前記コンプライアンス導出関数ｆ_Ｃ（Ｖ）は、図１２に示す曲線の関係を満足する関数である。コンプライアンス導出関数ｆ_Ｃ（Ｖ）は、膨張量Ｖを変数としてコンプライアンスＣを導出する関数である。コンプライアンス導出関数ｆ_Ｃ（Ｖ）によって導かれるコンプライアンスＣは、図１２において膨張量Ｖの単位変化ΔＶあたりの弾性抵抗力の変化量ΔＰ_２／ΔＶに相当する。

このようにコンプライアンスＣの値を、膨張量Ｖに応じて変化させることで、膨張量Ｖに拘わらずにコンプライアンス値Ｃが一定の場合に比べて、実際の人間のコンプライアンス値に近づけることができる。これによって呼吸模擬装置による呼吸動作を、さらに人間の呼吸模擬動作に近づけることができ、人工呼吸器の検査などを精度よく行うことができる。

また第２実施形態では、コンプライアンス導出関数ｆ_Ｃ（Ｖ）を用いて、膨張量Ｖ毎に変化するコンプライアンスＣを決定したが、これに限定せず、膨張量Ｖに応じてコンプライアンスＣが変化すればよい。たとえば膨張量ＶとコンプライアンスＣとの関係を示すデータベースを参照して、膨張量Ｖ毎に変化するコンプライアンスＣを決定してもよい。またコンプライアンスＣを用いることなく、図１２に示す膨張量Ｖと弾性抵抗力値Ｐ２との非線形関係式または非線形関係を示すデータベースに基づいて、膨張量Ｖから弾性抵抗力値Ｐ２を直接求めてもよい。また第２実施形態では、第２の動作モードであっても、同様にしてコンプライアンスＣおよび弾性抵抗力値Ｐ２を求めてもよい。また本実施形態では、弾性抵抗力Ｐ２は、膨張量Ｖを変数とする二次関数としたが、これに限定せず、他の関係式を用いてもよい。

図１３は、本発明の第３実施形態である呼吸模擬装置の第２の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。本発明の第３実施形態の呼吸模擬装置２０は、第１実施形態の呼吸模擬装置に比べて、気道流量演算部１７９の構成が異なり、他の構成については同様である。第１実施形態と同様の構成については、説明を省略して同様の参照符号を付する。

気道流量演算部１７９は、模擬気道圧力検出手段によって検出される模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に応じて変化する模擬気道抵抗値Ｒを用いて、模擬気道流量Ｑａｗを演算する。具体的には、予め定められる気道抵抗導出関数ｆ_Ｒ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に、差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を代入して、気道抵抗Ｒを求める。次に、気道流量演算部１７９は、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を気道抵抗値Ｒで割算して、気道流量Ｑａｗを求める。気道流量演算部７９は、求めた気道流量Ｑａｗを示す信号を圧力増分流量演算部８０に与える。

図１４は、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）と、気道流量Ｑａｗとの関係を近似的に示す非線形曲線のグラフである。差圧の絶対値が大きい場合には、差圧の絶対値が小さい場合に比べて、飽和して差圧の単位変化Δ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）あたりの気道流量の変化量ΔＱａｗ／Δ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）が小さくなる（（ΔＱａｗ_２／Δ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）_２）＜（ΔＱａｗ_１／Δ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）_１））。図１４に示す場合には、気道流量Ｑａｗは、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を変数とする関数であって、差圧の絶対値が過剰となると一定の気道流量Ｑａｗとなる、いわゆる双曲正接関数またはグーデルマン関数の逆関数となる。

前記気道抵抗導出関数ｆ_Ｒ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）は、図１４に示す曲線の関係を満足する関数である。気道抵抗導出関数ｆ_Ｒ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）は、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を変数として気道抵抗Ｒを導出する関数である。気道抵抗導出関数ｆ_Ｒ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）によって導かれる気道抵抗Ｒは、図１４において差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）の単位変化Δ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）あたりの気道流量Ｑａｗの変化量ΔＱａｗに相当する。

このように気道抵抗Ｒの値を、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に応じて変化させることで、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に拘わらずに気道抵抗値Ｒが一定の場合に比べて、実際の人間の気道抵抗値に近づけることができる。これによって呼吸模擬装置による呼吸動作を、さらに人間の呼吸模擬動作に近づけることができ、人工呼吸器の検査などを精度よく行うことができる。

また第３実施形態では、気道抵抗導出関数ｆ_Ｒ（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を用いて、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）毎に変化する気道抵抗Ｒを決定したが、これに限定せず、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に応じて気道抵抗Ｒが変化すればよい。たとえば差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）と気道抵抗Ｒとの関係を示すデータベースを参照して、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）毎に変化する気道抵抗Ｒを決定してもよい。また気道抵抗Ｒを用いることなく、図１４に示すように、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）と気道流量Ｑａｗとの非線形関係式または非線形関係を示すデータベースに基づいて、差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）から気道流量Ｑａｗを直接求めてもよい。また第３実施形態では、第２実施形態の弾性抵抗演算部１７２と併用することもできる。また本実施形態では、気道流量Ｑａｗは、差圧の絶対値が過剰となると一定となる関数としたが、これに限定せず他の関係式を用いてもよい。

上述した呼吸模擬装置は、本発明の一例示であって発明の範囲内で構成を変更することができる。たとえば本実施の形態では、制御部９２が自発呼吸圧力Ｐｍｕｓ値を決定するとしたがこれに限定しない。

たとえば制御装置９０は、外部入出力装置が接続されてもよい。外部入出力装置は、パーソナルコンピュータによって実現される。外部入出力装置は、時間経過に応じた、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの値を制御部９２に伝える。これによって、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの設定の自由度を向上することができ、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの詳細なパターン設定を行うことができる。

具体的には、外部入出力装置は、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間応答における立ち上がり、立ち下がり時間、吸気時間、呼吸回数Ｆ、コンプライアンスＣ、気道抵抗Ｒ、肺の残気量を設定可能である。また操作者によって、任意に自発呼吸圧力を設定可能となる。

またたとえば４０［ｃｍＨ_２０］／０．２［秒］の正パルス圧力を、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓにランダム重畳することで、しゃっくりの肺の動きを模擬することができる。また４０〜５０［ｃｍＨ_２０］／０．３［秒］の負パルス圧力を、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓにランダム重畳することで、咳の肺の動きを模擬することができる。このほか外部入出力装置を用いて、変更可能なパラメータを設定することで、特殊な肺の動きを模擬することができる。

また外部入出力装置は、制御部９２から信号が与えられることで、模擬気道圧力Ｐａｗ、模擬肺内圧力Ｐａｌｖ、自発呼吸圧力Ｐｍｕｓ、体積Ｖを示すトレンドグラフを表示可能となる。これによって利便性を向上することができる。また本実施の形態では、流量検出手段２８が設けられることによって、気道流量Ｑａｗを示すトレンドグラフを表示可能となる。また外部入出力装置は、圧力、流量および体積の情報を表示するとともに、記憶することができる。これによって人工呼吸器の動作を詳細に分析することができる。たとえば、呼吸毎の圧力、流量および体積の最大値および最小値、呼吸仕事量を計算することができる。

また呼吸模擬装置は、ベローズポンプ２１によって模擬空間形成体が形成されたがこれに限定されない。たとえばシリンダポンプのように容積変化可能な容積変化型ポンプによって模擬空間形成体が形成されてもよい。またアクチュエータ２３も他の構成によって実現されてもよい。このように呼吸模擬装置の機械的構成は、適宜変更が可能である。また本実施形態では、サーボアンプ２９が、演算機能を有しており、弾性影響膨張力Ｐ３が与えられた場合の肺の駆動量を演算するとした。これに限定されず、実施形態でのサーボアンプ２９での演算動作を制御部９２が担ってもよい。これによってサーボアンプ２９の構成を簡単化することができる。また本実施の形態では、第１の動作モードと、第２の動作モードとの両方を実現可能に構成されるが、いずれか一方の動作モードだけを行う呼吸模擬装置も本発明に含まれる。

また上述した制御部９２の各演算部は、理解を容易にするために個別に説明したが、等価変換されて整理されてもよい。また本実施の形態では、各演算部は、数値可能なコンピュータが、予め定める動作プログラムを実行することによってソフトウェアで実現される。またソフトウェアで実現されなくても、各演算部は、電気回路などによって構成されるハードウェアで実現されてもよい。

本発明の第１実施形態である呼吸模擬装置２０である。 人間の呼吸器官５０と、ベローズポンプ２１を用いて呼吸器官５０をモデル化した呼吸器官モデル５１と、呼吸模擬装置２０とをそれぞれ示すブロック図である。 呼吸器官モデル５１を示すブロック線図である。 呼吸模擬装置２０の第１の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。 自発呼吸圧力Ｐｍｕｓの時間変化を示すグラフである。 呼吸模擬装置２０の第２の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。 制御部９２の動作を示すフローチャートである。 模擬気道抵抗Ｒの試験結果を示すグラフである。 コンプライアンスＣの試験結果を示すグラフである。 呼吸模擬装置２０の応答性を説明するための図である。 本発明の第２実施形態である呼吸模擬装置の第１の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。 膨張量Ｖと、弾性抵抗力Ｐ２との関係を近似的に示す非線形曲線のグラフである。 本発明の第３実施形態である呼吸模擬装置の第２の動作モードを実現する構成を示すブロック線図である。 差圧（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）と、気道流量Ｑａｗとの関係を近似的に示す非線形曲線のグラフである。

符号の説明

１６ 貫通口
１８ 模擬肺空間
１９ 模擬気道
２０ 呼吸模擬装置
２１ ベローズポンプ
２２ 管路形成体
２３ アクチュエータ
２４ 抵抗体
２５ 模擬肺内圧力検出手段
２６ 模擬気道圧力検出手段
２７ エンコーダ
９０ 制御装置

Claims (10)

1. （ａ）気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、
   （ｂ）模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、
   （ｃ）模擬気道形成体に介在されて、気道抵抗に相当する管路抵抗を有する抵抗体と、
   （ｄ）模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段と、
   （ｅ）模擬肺空間の圧力である模擬肺内圧力Ｐａｌｖを検出する模擬肺内圧力検出手段と、
   （ｆ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを検出する膨張量検出手段と、
   （ｇ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する生成手段と、
   （ｈ）模擬肺内圧力検出手段および膨張量検出手段の各検出結果と、生成手段の生成結果とに応答して、容積変化手段を制御する制御手段であって、
   （ｈ１）前記模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、前記模擬肺内圧力検出手段によって検出される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、模擬肺空間を膨張させる外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算部と、
   （ｈ２）前記膨張量検出手段によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算して、弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算部と、
   （ｈ３）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算部と、
   （ｈ４）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算部と、
   （ｈ５）前記膨張速度演算部によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示部とを有する制御手段とを含むことを特徴とする呼吸模擬装置。
2. 前記抵抗体は、模擬気道形成体に対して着脱可能に装着されることを特徴とする請求項１記載の呼吸模擬装置。
3. （ａ）気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、
   （ｂ）模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、
   （ｃ）模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段と、
   （ｄ）模擬気道の圧力である模擬気道圧力Ｐａｗを検出する模擬気道圧力検出手段と、
   （ｅ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを検出する膨張量検出手段と、
   （ｆ）模擬肺空間の膨張速度ｄＶ／ｄｔを検出する膨張速度検出手段と、
   （ｇ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓを生成する生成手段と、
   （ｈ）模擬気道圧力検出手段、膨張量検出手段および膨張速度検出手段の各検出結果と、生成手段の生成結果とに応答して、容積変化手段を制御する制御手段であって、
   （ｈ１）模擬肺空間の圧力である模擬肺空間圧力値Ｐａｌｖを順次更新する模擬肺内圧力演算部と、
   （ｈ２）前記模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、前記模擬肺内圧力演算部によって演算される最新の模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、模擬肺空間を膨張させる外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算部と、
   （ｈ３）前記膨張量検出手段によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算して、弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算部と、
   （ｈ４）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算部と、
   （ｈ５）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算部と、
   （ｈ６）前記膨張速度演算部によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示部とを有する制御手段とを含み、
   （ｈ７）前記模擬肺内圧力演算部は、
   模擬気道圧力検出手段によって検出される模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を予め定められる模擬気道抵抗値Ｒで割算して、模擬気道流量Ｑａｗ（＝（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）／Ｒ）を演算し、
   理想気体の状態方程式に従って、膨張速度検出手段によって検出される膨張速度ｄＶ／ｄｔで容積変化する肺模擬空間に対して、直前に演算した模擬気道流量Ｑａｗの気体が模擬肺空間に供給されたときの模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算して、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを更新することを特徴とする呼吸模擬装置。
4. 模擬気道抵抗値Ｒが入力される模擬気道抵抗入力手段をさらに含み、
   制御手段の模擬肺内圧力演算部は、模擬気道抵抗入力手段に入力される模擬気道抵抗値Ｒに基づいて、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算することを特徴とする請求項３記載の呼吸模擬装置。
5. 前記模擬肺内圧力演算部は、模擬気道圧力検出手段によって検出される模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）に応じて変化する模擬気道抵抗値Ｒを用いて、模擬気道流量Ｑａｗを演算することを特徴とする請求項３記載の呼吸模擬装置。
6. 模擬コンプライアンス値Ｃが入力される模擬コンプライアンス入力手段をさらに含み、
   制御手段の外力演算部は、模擬コンプライアンス入力手段に入力される模擬コンプライアンス値Ｃに基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３を演算することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の呼吸模擬装置。
7. 前記弾性抵抗力演算部は、膨張量検出手段によって検出される模擬肺空間の膨張量Ｖに応じて変化する模擬コンプライアンス値Ｃを用いて、弾性抵抗力値Ｐ２を演算することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の呼吸模擬装置。
8. 膨張速度演算部は、外力演算部で演算した弾性影響膨張力値Ｐ３に、予め定められる肺のマスダンパ特性を表わす伝達関数Ｇ（ｓ）を乗算した乗算値（Ｐ３・Ｇ（ｓ））を、単位時間あたりの膨張速度ｄＶ／ｄｔとして演算し、
   前記伝達関数Ｇ（ｓ）は、
   

   

   で表わされ、
   Ｍ_Ｌは、予め定められる肺に関する可動部分の質量に相当する等価質量を示し、Ｄ_Ｌは、肺のダンピング定数に相当する等価ダンピング定数を示し、伝達関数Ｇ（ｓ）は、ラプラス領域における伝達関数であることを示し、ｓは、ラプラス演算子を示すことを特徴とする請求項１〜７のいずれか１つに記載の呼吸模擬装置。
9. 気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、模擬気道形成体に介在されて、気道抵抗に相当する管路抵抗を有する抵抗体と、模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段とを有する肺模擬体の制御方法であって、
   （ａ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、検出される模擬肺空間の圧力を示す模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算工程と、
   （ｂ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算した弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算工程と、
   （ｃ）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算工程と、
   （ｄ）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算工程と、
   （ｅ）前記膨張速度演算工程によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示工程とを含むことを特徴とする肺模擬体の制御方法。
10. 気体が充填される模擬肺空間を規定し、模擬肺空間に気体を出し入れするための貫通口が形成される模擬肺空間形成体と、模擬肺空間形成体の貫通口形成部分に接続されて、気体を模擬肺空間に出し入れするための模擬気道を形成する模擬気道形成体と、模擬肺空間の容積を変化させる容積変化手段とを有する肺模擬体の制御方法であって、
    （ａ）模擬肺空間の圧力である模擬肺空間圧力値Ｐａｌｖを順次更新して演算する模擬肺内圧力演算工程と、
    （ｂ）肺空間を拡大させる呼吸筋の力に相当する模擬自発呼吸圧力値Ｐｍｕｓと、模擬肺内圧力演算工程によって演算される模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとを加算して、外力値Ｐ１（＝Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）を演算する外力演算工程と、
    （ｃ）気体の吸引を開始してからの模擬肺空間の容積の膨張量Ｖを、予め定められる模擬コンプライアンス値Ｃで割算した弾性抵抗力値Ｐ２（＝Ｖ／Ｃ）を演算する弾性抵抗力演算工程と、
    （ｄ）前記外力値Ｐ１から前記弾性抵抗力値Ｐ２を減算して、弾性影響膨張力値Ｐ３（＝（Ｐｍｕｓ＋Ｐａｌｖ）−（Ｖ／Ｃ））を演算する弾性影響膨張力演算工程と、
    （ｅ）肺の動特性を表わす運動方程式に基づいて、前記弾性影響膨張力値Ｐ３に相当する力が肺に与えられたときの肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔを演算する膨張速度演算工程と、
    （ｆ）前記膨張速度演算工程によって演算した肺の膨張速度ｄＶ／ｄｔで、模擬肺空間の容積が変化するように、容積変化手段に変化指令を与える変化指示工程とを含み、
    （ｇ）前記模擬肺内圧力演算工程は、
    検出される模擬気道の圧力を示す模擬気道圧力値Ｐａｗと、直前に演算した模擬肺内圧力値Ｐａｌｖとの差圧値（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）を予め定められる模擬気道抵抗Ｒで割算して、模擬気道流量Ｑａｗ（＝（Ｐａｗ−Ｐａｌｖ）／Ｒ）を演算し、
    理想気体の状態方程式に従って、検出される前記膨張速度ｄＶ／ｄｔで容積変化する肺模擬空間に対して、直前に演算した模擬気道流量Ｑａｗの気体が模擬肺空間に供給されたときの模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを演算して、模擬肺内圧力値Ｐａｌｖを更新することを特徴とする肺模擬体の制御方法。

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