JP2015500733A - 治療のための胸腔内圧調節システムおよび方法 - Google Patents

Abstract

本発明の実施形態は、呼吸器治療を患者に送達するシステムおよび方法を提供する。たとえば、治療システムは、患者に陽圧呼吸を送達する機構と、患者との間のガス流を調整する１つまたはそれ以上の肢流制御アセンブリとを含むことができる。例示の治療技術は、麻酔機械、機械的人工呼吸器、用手人工呼吸器において具体化される。【選択図】 図２３

Description

本発明の実施形態は、概して呼吸器および循環器の向上の分野、特に、たとえば患者が麻酔治療中に自発呼吸しているとき、あるいは陽圧換気に機械的人工呼吸器または用手蘇生器バッグなどのその他の外部源を提供するときに、患者に胸腔内圧調節器治療を提供するシステムおよび方法に関する。

現行の治療技術は、治療プロトコルの一環として患者に陽圧呼吸を送達する麻酔機械、人工呼吸器、またはバッグバルブマスクの使用を含むことができる。

これらのおよびその他の提案される治療はそれを必要とする患者に実際に恩恵をもたらし得るが、一層の進歩が望まれる。

本発明の実施形態は、上記の技術に付随する問題に対処する新規かつ臨床上重要な解決策を提供することにより、こうした目立った需要の少なくとも一部に対して解答を提示することができる。場合によっては、実施形態は、機械的人工呼吸器またはその他の形の陽圧換気と共に使用される際に、治療のための胸腔内圧調節を提供する。

胸腔内圧調節器は、患者に陽圧換気を供給し、その後、陰圧の胸腔内圧を生成して、心臓に戻る血流を増加させて頭蓋内圧を低下させることができる。これらの生理学的恩恵によって、酸素が豊富な血液が心臓と脳に一層循環する。胸腔内圧調節器は、様々な方法で麻酔機械と連結する、あるいは麻酔器械の外部に装着することができる。現行の作業を邪魔しない、あるいは最小限しか変更しないように胸腔内圧調節器を麻酔機械または換気装置に組み込むことで、オペレータは有効な呼吸器および心臓治療を必要とする患者に施すことができる。

本発明の実施形態は、麻酔再呼吸システム、機械的人工呼吸器、およびバッグバルブマスク（ＢＶＭ）や機械的換気装置を使わない自発呼吸などの自動補充蘇生器のための流制御アセンブリを包含する。場合によっては、ブロワまたはポンプは吸気肢内の流を調整するように動作し、閾値弁は呼気肢内の流を調整するように動作する。場合によっては、ブロワ、ポンプ、またはタービンなどの単独の機構が呼気肢および吸気肢の両方、ならびに再呼吸回路に沿った別の位置の流を調整するように動作することができる。

１態様では、本発明の実施形態は、患者に麻酔治療を提供するシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、再呼吸回路を有する機械側アセンブリと、再呼吸回路と流体連通する入口と再呼吸回路と流体連通する出口とを有する二酸化炭素吸収装置機構と、再呼吸回路を介して二酸化炭素吸収装置機構の出口と流体連通する入口と出口とを有する吸気逆止弁と、入口と再呼吸回路を介して二酸化炭素吸収装置機構の入口と流体連通する出口とを有する呼気逆止弁と、再呼吸回路と流体連通する麻酔送達機構と、を含むことができる。例示のシステムは、吸気逆止弁の出口と流体連通可能な吸気肢機構と呼気逆止弁の入口と流体連通可能な呼気肢機構とを有する患者側アセンブリと、患者の気道と吸気肢機構および呼気肢機構との間の流体連通を提供する患者気道流チューブとをさらに含むことができる。例示のシステムは、呼気肢機構を通じてガス流を調整するように動作可能な呼気肢流制御アセンブリと、吸気肢機構を通じてガス流を調整するように動作可能な吸気肢流制御アセンブリとをさらに含むことができる。いくつかの例では、呼気肢制御アセンブリは、往復ポンプ、タービン、遠心ブロワ、ルーツ型ブロワ、真空源などを含む。いくつかの例では、吸気肢制御アセンブリは弁機構を備える。いくつかの例では、弁機構は、吸気肢機構内の圧力が約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−１５ｃｍＨ_２Ｏのときにガス流が吸気肢機構から患者気道流チューブに入るのを防止する。いくつかの例では、弁機構により、吸気肢機構内の圧力が約０ｃｍＨ_２Ｏかつ最大陰圧値以下のとき、ガス流を吸気肢機構から患者気道流チューブ内に入れる。任意で、最大陰圧値は約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−１５ｃｍＨ_２Ｏとすることができる。いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリは流回路、呼気肢機構、またはその両方からガスを除去するように動作する。いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリは、再呼吸回路内で呼気逆止弁から遠ざけ吸気逆止弁に近づけるようにガス流を循環させるように動作する。呼気肢流制御アセンブリは呼気肢機構と連結させることができる。吸気肢流制御アセンブリは吸気肢機構と連結させることができる。呼気肢流制御アセンブリは、二酸化炭素吸収装置機構と呼気逆止弁との間の位置で再呼吸回路と連結することができる。吸気肢流制御アセンブリは、二酸化炭素吸収装置機構と吸気逆止弁との間の位置で再呼吸回路と連結することができる。いくつかの例では、呼気肢流制御アセンブリは、呼気肢機構または再呼吸回路における図３に示す任意の位置に配置されるポンプまたは吸引源を含む。いくつかの例では、呼気肢流制御アセンブリは再呼吸回路内に存在し、ＣＯ_２吸収の向上、ＣＯ_２吸収装置チャネリングの低減、吸収湿度レベルの増大、麻酔ガス混合物の均質化、またはそれらの組み合わせ等を提供する。

いくつかの例では、人工呼吸器または麻酔システムの患者側アセンブリは、内側通路（たとえば、外側チューブ）と外側通路（たとえば、内側チューブ）とが同心状または入れ子状に配置される単独肢回路機構を含むことができ、外側通路またはチューブが呼気路を提供し、内側通路またはチューブが吸気路を提供する、あるいは内側通路またはチューブが呼気路を提供し、外側通路またはチューブが吸気路を提供する。

別の態様では本発明の実施形態は、たとえば、吸気相中に陽圧呼吸を患者の気道に送達する手段と、吸気相および呼気相中に陰圧を患者の気道に送達する手段とを含む治療を患者に提供するシステムを包含する。

別の態様では本発明の実施形態は、たとえば、陽圧呼吸を患者の気道に間欠的に送達する手段と、陰圧を患者の気道に連続的に送達する手段とを含む治療を患者に提供するシステムを包含する。

さらに別の態様では、本発明の実施形態は、換気療法を患者に提供する機械的人工呼吸器システムおよび方法を包含する。例示のシステムは、吸気流送達システムと、呼気流還流システムと、吸気流送達システムと流体連通する入口と出口とを有する吸気ポート、入口と呼気流還流システムと流体連通する出口とを有する呼気ポートと、を有する機械側アセンブリを含む。例示のシステムは、吸気ポートの出口と流体接続可能な吸気肢機構と、呼気ポートの入口と流体接続可能な呼気肢機構と、患者の気道と吸気肢機構および呼気肢機構との間の流体接続を提供する患者気道流チューブと、を有する患者側アセンブリも含むことができる。さらに、例示のシステムは、呼気肢機構を通じてガス流を調整するように動作可能な呼気肢流制御アセンブリと、吸気肢機構を通じてガス流を調整するように動作可能な吸気肢流制御アセンブリとを含むことができる。場合によっては、呼気肢流制御アセンブリは呼気肢機構に配置されるポンプまたは吸引源を含み、吸気肢流制御アセンブリは吸気肢機構に配置される。場合によっては、呼気肢流制御アセンブリは図４に示される任意の位置に配置され、呼気肢機構も図４に示される任意の位置に配置される。

別の態様では、本発明の実施形態は、患者に換気治療を提供する用手人工呼吸器システムおよび方法を包含する。例示のシステムは、吸気ガス流入力と、呼気ガス流出力と、患者接続部とを有する蘇生器弁アセンブリ、自動補充蘇生器機構、自動補充蘇生器機構と蘇生器弁アセンブリの吸気ガス流入力間を流体連通させる吸気肢機構、吸気肢機構を通じてガス流を調整するように動作可能な吸気肢流制御アセンブリ、呼気肢流制御アセンブリ、呼気肢流制御アセンブリと蘇生器弁アセンブリの呼気ガス流出力との間を流体連通させる呼気肢機構を含むことができる。いくつかの例では、自動補充蘇生器機構は自動補充用手蘇生バッグを含み、呼気肢機構は任意で呼気流センサを備えた陰圧タービンを備え、陰圧タービンは用手蘇生器弁の呼気路に沿って配置されてＩＰＲ療法を提供する。場合によっては、蘇生バッグは外部吸引源に装着される。場合によっては、タービンは外部真空源を含む。場合によっては、用手人工呼吸器システムは、呼気肢流制御アセンブリと動作可能に関連付けられるコントローラをさらに含む。場合によっては、装置またはタービンが患者と呼吸システム間に接続される。場合によっては、患者は装置またはタービンを通じて自発的に部屋の空気または混合ガスを呼吸する。場合によっては、コントローラは、患者回路圧力センサによって測定される、任意で心肺蘇生と併せて手動で送達される陽圧呼吸の適切なタイミングおよび最小および最大吸気圧に関する指示をオペレータに提供するように構成される。場合によっては、吸気肢流制御アセンブリは、電子的にゲート制御される閾値弁を備える。場合によっては、吸気肢流制御アセンブリは制御手段によって空気圧でまたは電子的に制御される閾値弁を含む。場合によっては、制御手段は制御ボックスに配置される制御システムを含む。

さらに別の態様では、本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）と併せて患者に麻酔と換気を提供して循環を高めるシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは循環呼吸システム、ガス輸送手段、第１の弁、第２の弁を含む。循環呼吸システムはフレッシュガス入口、吸気一方向逆止弁、呼気一方向逆止弁、吸収装置、駆動アセンブリ、患者との接続を提供するチューブを含むことができる。ガス輸送手段は、往復ポンプ、タービン、遠心ブロワ、ルーツ型ブロワ、またはベンチュリ機構を含むことができる。ガス輸送手段は患者からガスを除去する、ガスを循環呼吸システムによって循環させる、またはその両方の動作を行うことができる。第１の弁は吸収装置と患者継手間で循環呼吸システムにおける循環の吸気側に配置し、弁圧力が約−５ｃｍＨ_２Ｏ〜約−３０ｃｍＨ_２Ｏの設定ゲージ圧に達すると閉鎖するように構成し、胸腔内圧療法の実行中に呼吸ガスが回路の吸気側に流れ込むのを防止するように構成することができる。第２の弁は循環呼吸システムにおいて第１の弁と平行に配置し、陰圧と胸腔内圧調節量を約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−３０ｃｍＨ_２Ｏに調節することができる。いくつかの実施形態によると、第２の弁は患者の呼吸システムにおいて最大陰圧の安全限界を提供するように動作する。場合によっては、ガス輸送手段は、目標陰圧に対する期間および勾配を制御するように動作する。場合によっては、第１の弁と第２の弁は共通ハウジングに連結される。場合によっては、第１の弁、第２の弁、またはその両方は呼吸システムの一体部品である。場合によっては、第１の弁、第２の弁、またはその両方は、呼吸システムまたは患者気道接続部に追加可能な拡張部品である。

別の態様では、本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）に併せて麻酔と換気を個人に提供して循環を高めるシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、循環呼吸システム、ガス輸送手段、弁を含むことができる。循環呼吸システムは、フレッシュガス入口、入口および出口一方向弁、吸収装置、患者との接続のためのチューブを含むことができる。ガス輸送手段は、循環呼吸システムを通じて呼吸ガスを循環させる、あるいはそこからガスを除去するように動作することができる。ガス輸送手段は、回路への患者接続部と吸収装置間で回路の呼気側に配置することができる。ガス輸送手段は陰圧と胸腔内圧調節量を約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−３０ｃｍＨ_２Ｏの範囲に調節するように構成することができる。ガス輸送手段は目標陰圧に対する期間および勾配を制御し、ＩＰＲ圧力を制御するように構成することができる。弁は、循環呼吸システムにおける吸収装置と患者継手間の循環の吸気側に配置することができる。弁は、圧力が約−５ｃｍＨ_２Ｏ〜約３０ｃｍＨ_２Ｏの設定ゲージ圧に達したときに閉鎖するように構成することができる。弁はＩＰＲ療法中、呼吸ガスが回路の吸気側に流れるのを防止するように構成することができる。場合によっては、弁は呼吸システムの一体部品である。場合によっては、弁は呼吸システムに追加可能な拡張部品である。

別の態様では本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）に併せて麻酔と換気を個人に提供して循環を向上させるシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、開呼吸システム、ガス輸送手段、第１の弁、第２の弁を含むことができる。開呼吸システムは吸気肢、呼気肢、患者ワイ接続部、入口弁、出口弁を含むことができる。ガス輸送手段は往復ポンプ、タービン、ベンチュリ、遠心ブロワ、ルーツ型ブロワを含むことができる。ガス輸送手段は、開呼吸システムの呼気肢を通じて呼吸ガスを引き入れるように構成することができる。第１の弁は開呼吸システムの吸気肢に配置し、第１の弁の圧力が約−５ｃｍＨ_２Ｏ〜約３０ｃｍＨ_２Ｏの範囲の設定ゲージ圧に達したときに閉鎖するように構成することができる。第１の弁は、ＩＰＲ療法中に呼吸ガスが吸気肢を流れるのを防ぐように構成することができる。第２の弁は開呼吸システムにおいて第１の弁と平行に配置し、約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−３０ｃｍＨ_２Ｏの範囲内に陰圧と胸腔内圧調節量を調節することができる。いくつかの例では、第２の弁は患者の呼吸システムにおいて最大陰圧に安全限界を設ける。いくつかの例では、ガス輸送手段は、目標陰圧に対する期間および勾配を制御するように動作する。いくつかの例では、第１の弁と第２の弁は共通ハウジングで連結される。いくつかの例では、第１の弁、第２の弁、またはその両方は呼吸システムの一体部品である。いくつかの例では、第１の弁、第２の弁、またはその両方は、呼吸システムに追加可能な拡張部品である。いくつかの例では、ＩＰＲ療法の実行速度はガス輸送手段の速度によって制御される。いくつかの例では、ガス輸送手段は可変速度ガス輸送手段であり、ＩＰＲ療法の実行速度はガス輸送手段の速度を変動させることによって制御される。いくつかの例では、ＩＰＲ療法の実行速度は、真空が呼気相中に生成される速度に相当する。

別の態様では本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）と併せて麻酔、機械的換気、または自発呼吸を個人に提供して循環を高めるシステムおよび方法を包含し、該システムは患者の呼気ガスを人工呼吸器または麻酔機械に戻す。いくつかの例では、換気は機械的換気を含む。いくつかの例では、換気は用手換気を含む。いくつかの例では、システムは部屋空気または混合ガスの自発呼吸中に陰圧の気道内圧を生成する機能を提供することができる。

別の態様では本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）と併せて麻酔または換気を個人に提供して循環を向上させるシステムおよび方法を包含し、該システムは患者ワイ継手に近接する呼気ガスを除去しない。

別の態様では本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）と併せて麻酔および換気を個人に提供して循環を向上させるシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、循環呼吸システム、スピルオーバ弁制御手段、真空生成器、インタフェース機構を含むことができる。循環呼吸システムは、フレッシュガス入口、入口および出口一方向弁、吸収装置、患者と陽圧呼吸駆動部とを接続するチューブを含むことができる。スピルオーバ弁の制御手段は、呼気相中に循環呼吸システムを約−３０ｃｍＨ_２Ｏまで大気圧未満に低下させるように動作することができる。真空生成器は、スピルオーバ弁の基準圧力を空気圧で大気圧未満に設定すべく陰圧を生成するように動作することができる。任意で、該システムはスピルオーバ弁用の直接電子コントローラを含むことができる。インタフェース機構は、使用中に掃気システム内のわずかな陰圧の生成を許容するため、基準として掃気システムの真空生成器から陰圧逃がしアセンブリまでのインタフェースを提供するように構成することができる。いくつかの例では、システムは、真空生成器と陰圧逃がし弁間のインタフェースに機械的安全手段を含むことができる。

別の態様では、本発明の実施形態は、患者に治療を提供するシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、患者の気道に陽圧呼吸を間欠的に送達する手段と、患者の気道に陰圧を連続的に送達する手段とを含むことができる。該システムは麻酔システム、機械的人工呼吸器システム、自発呼吸システム、または用手人工呼吸器システムの付属品として設けることもできる。場合によっては、患者の気道に陰圧を連続的に送達する手段は肢流制御アセンブリを含む。場合によっては、肢流アセンブリは別個の部品として部材内に存在する。場合によっては、肢流アセンブリは、部材全体を通じて協働する複数の部品として部材内に存在する。場合によっては、複数の部品の物理的位置は部材全体に分散させることができる。場合によっては、患者の気道に陰圧を連続的に送達する手段は、陰圧ポンプ、ガス輸送手段、タービン、ブロワ、ポンプ、ベンチュリ、またはピストンを含む。任意で、部材は制御ボックスによって管理することができる。場合によっては、制御ボックスは電源を含み、部材へ制御信号を送信するように構成される。場合によっては、制御ボックスは気道センサに接続されて、増加、減少、起伏、流目標、圧力目標、モニタリングを含む特定のタイミングを推進する。場合によっては、制御ボックスは測定されたパラメータとパラメータに付与される目標とに応じて制御信号を生成して誤差を求め、その後、誤差を制御システムによって最小化するように構成される。場合によっては、制御ボックスは、自動的にＩＰＲシステムを制御および調節する反復プロセスループを使用して、目標結果を達成するように構成される。場合によっては、制御ボックスは、生理学的測定を可能にする外部情報を受信する、あるいはそれらの入力または測定値に基づきＩＰＲを制御するように構成される。場合によっては、制御ボックスはデジタルまたはアナログ信号を介して通信するように構成される。場合によっては、制御ボックスは外部装置、生理学的モニタ、記録保持システムと協働するように構成される。

いくつかの実施形態によると、システムは、受動的または能動的に制御することができる閾値弁を含む吸気肢流制御アセンブリをさらに備えることができる。場合によっては、閾値弁はＯＮ／ＯＦＦ機能および陰圧の調節によって制御される。場合によっては、ＯＦＦ位置にある閾値弁は迂回されて、呼吸回路に影響を及ぼさない。場合によっては、ＯＦＦ位置にある閾値弁は麻酔呼吸システムを通じた自発呼吸を促進する。場合によっては、麻酔呼吸システムがバッグモードにあるとき、システムは麻酔の最初に始動し、患者に予め酸素を供給するように構成される。場合によっては、システムは、ユーザが閾値弁をオンまたはオフにして、所望の陰圧レベル設定を手動で調節できるように構成される。場合によっては、閾値弁はバクテリア／ウィルスフィルタを組み込む。場合によっては、閾値弁は、装置内の既存の制御弁の機能を変更することによって作製される。場合によっては、閾値弁は電子的にまたは空気圧で制御され、ＯＮ／ＯＦＦ、速度、タイミング、圧力、圧力勾配、流量などの閾値弁の機能は陰圧の調節を促進するように制御される。いくつかの実施形態によると、システムは、制御ボックスによって制御される閾値弁を含む吸気肢流制御アセンブリをさらに含むことができ、制御ボックスは、信号、電力、連携を閾値弁に提供する。いくつかの実施形態によると、システムは制御ボックスをさらに含むことができ、制御ボックスはユーザインタフェース、ディスプレイ、接続点、電源、通信装置、警報源として動作するように構成される。いくつかの実施形態によると、システムは制御ボックスをさらに含むことができ、制御ボックスは外部の信号、データ、または情報を管理して、システムの挙動または設定を自動的に、または双方向的に修正するように患者モニタリング情報、検査値、その他の装置の設定、臨床管理システムからの出力などの情報を連携させるように構成することができる。

いくつかの実施形態によると、システムは制御ボックスをさらに含むことができ、該制御ボックスは独自の測定、計算、制御設定、外部データまたは信号からの導出情報を作製するように構成されるプロセッサを含む。いくつかの実施形態によると、システムは制御ボックスをさらに含むことができ、該制御ボックスは、外部ＣＯ_２モニタから受信した患者の吐出ＣＯ_２濃度情報とタービンモジュールから受信した流量情報とに基づきＣＯ_２またはＶＣＯ_２量を含む導出パラメータを決定するように構成されるプロセッサを含む。いくつかの実施形態によると、システムは制御ボックスをさらに含むことができ、該制御ボックスはユーザまたは制御を誘導し、システムのＩＰＲ設定を修正するように構成される。いくつかの実施形態によると、システムは時間的な複数の圧力ステップで管理されるＩＰＲを制御するように構成された制御ボックスをさらに含むことができる。場合によっては、ＩＰＲは患者呼吸全体を通じて圧力遷移を何度か提供するように制御される。場合によっては、特定の時間間隔で、複数の圧力レベルにより気道内で大気圧未満の気道内圧または陽圧が生成される。場合によっては、ある圧力レベルから別の圧力レベルへの遷移が、気道内圧がある圧力レベルまたは肺気量レベルから別のレベルに変更される際の制御された圧力変化または勾配を生成するように制御される。場合によっては、システムの動作は、循環上昇と頭蓋内圧低下から成る群から選択される治療を患者に提供する。場合によっては、患者は、本願に開示されるシステムおよび方法により治療可能なショック、心停止、卒中、失血、または敗血症などの低血圧または低循環に陥っている。場合によっては、システムはフィードバックループと生理学的測定値を使用してシステム内のガス流を変更する。場合によっては、生理学的測定値は、一回換気量、吸気圧および吸気量、または呼気終末二酸化炭素である。

いくつかの態様では、本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を自発呼吸する個人に提供するシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、自発呼吸する個人の気道に連結するための患者接続機構と、患者接続機構を介して連続的陰圧を自発呼吸している個人の気道に供給するように構成されるブロワ機構とを含むことができる。

いくつかの態様では、本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供するシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、個人の気道と連結するための患者接続機構と、患者接続機構を介して連続的陰圧を個人の気道に供給するように構成されるブロワ機構とを含む。特定の例では、ブロワ機構は用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械と連結される。いくつかの態様では、本発明の実施形態は胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供するシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは連続的陰圧を個人の気道に供給する手段を含むことができる。例示の方法は連続的陰圧を個人の気道に供給することを含むことができる。

別の態様では本発明の実施形態は胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供するシステムおよび方法を包含し、該システムは個人の気道に連結するための患者接続機構と、患者接続機構を介して陰圧プロトコルを個人の気道に供給するように構成されるブロワ機構とを含むことができる。ブロワ機構は用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械と連結することができる。特定例では、陰圧プロトコルは陰圧の間欠的印加を含む。任意で、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械は、陽圧呼吸プロトコルを患者の気道に提供するように構成することができる。場合によっては、陰圧プロトコルは個々の陰圧パルスを個人の気道に間欠的に印加することを含み、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械は、陰圧パルスと陽圧パルスが交互に患者の気道に提供されるように陽圧呼吸パルスを患者の気道に提供するように構成される。

さらに別の態様では、本発明の実施形態は、個人の気道と連結する患者接続機構と、患者接続機構を介して個人の気道に陰圧プロトコルを供給する陰圧機構とを含む、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供するシステムおよび方法を包含する。陰圧機構は陰圧ポンプ、ガス輸送手段、タービン、ブロワ、ポンプ、またはピストンを含むことができる。場合によっては、陰圧機構は制御ボックスによって管理される。いくつかの例では、陰圧機構は用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械と連結される。いくつかの例では、制御ボックスは電源を含み、陰圧機構に制御信号を送信するように構成することができる。特定の実施形態では、制御ボックスは気道センサに接続されて、特定のタイミング、圧力目標、モニタリングを推進する。特定の実施形態では、制御ボックスは測定されたパラメータとパラメータに付与される目標とに応じて制御信号を生成して誤差を求め、その後、誤差を制御システムによって最小化するように構成される。特定の実施形態では、制御ボックスは、自動的にＩＰＲシステムを制御および調節する反復プロセスループを使用して、目標結果を達成するように構成される。特定の実施形態では、制御ボックスは、生理学的測定を可能にする外部情報を受け入れる、あるいはそれらの入力または測定値に基づきＩＰＲを制御するように構成される。特定の実施形態では、制御ボックスはデジタルまたはアナログ信号を介して通信するように構成される。特定の実施形態では、制御ボックスは外部装置、生理学的モニタ、記録保持システムと協働するように構成される。いくつかの実施形態によると、陰圧機構はフィルタとタービンを含む。いくつかの実施形態によると、陰圧機構は使い捨てフィルタを含む。いくつかの実施形態によると、陰圧機構はモータを含む。いくつかの実施形態によると、陰圧機構は、フィルタ、タービン、モータを含む。いくつかの実施形態によると、モータは陰圧機構によって提供される気道路の外部に配置される。いくつかの実施形態によると、モータは陰圧機構によって提供される気道路に沿って配置されない。

本願に開示される特定の実施形態の共通の特徴は治療胸腔内圧調節を提供する手段を含み、自発吸気、陽圧換気の送達、または胸腔胸甲の使用によって、肺を呼吸ガスで満たし胸腔を拡張する手段と、その後で、呼気相中のある期間、呼吸ガスを肺から能動的に抽出する手段とが設けられる。この一般的な治療胸腔内圧調節へのアプローチは、心臓と脳、およびその他の体内臓器への循環を向上させる独自の手段を提供する。

１態様では、本発明の実施形態は、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供するシステムおよび方法を包含する。例示のシステムは、個人の気道と連結するための患者接続機構、通気孔を有するハウジングを備えた流制御アセンブリ、前記ハウジング内に配置されるインペラ、モータと動作可能に関連付けられるモータを含む。該システムは、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械などの外部圧力源も含むことができる。外部圧力源は、流制御アセンブリのハウジング通気孔と流体連通させることができる。流制御アセンブリのインペラは、患者接続機構と外部圧力源との間に延在する流体通路に沿って患者接続機構と外部圧力源との間に配置することができる。流制御アセンブリは、空気流を患者接続機構からハウジング通気孔へと強制的に送ると共に、空気流を外部圧力源から患者接続機構へと逆行させるように構成することができる。いくつかの例では、流制御アセンブリのインペラは、約１２ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成するように構成される。いくつかの例では、流制御アセンブリのインペラは、約３ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成するように構成される。いくつかの例では、外部圧力源は約５秒の呼吸周期時間を提供するように構成される。いくつかの例では、流制御アセンブリの連続動作により、妨げとなる物理的障壁を間に形成せずに患者接続機構と外部圧力源との間に空気流が生じる。いくつかの例では、外部圧力源は、患者の胸郭内で大気圧未満の圧力を維持するように構成される。いくつかの例では、システムは、流制御アセンブリと患者との間の患者の気道内圧をモニタリングする圧力センサを含む。いくつかの例では、システムは、圧力センサからの情報を受信し、その情報に基づき流制御アセンブリモータの動作を制御するコントローラ装置を含む。

別の態様では、本発明の実施形態は、患者胸郭への静脈血流を促進させるシステムおよび方法を包含することができる。例示のシステムは、個人の気道と連結する患者接続機構、通気孔を有するハウジングを備えた流制御アセンブリ、前記ハウジング内に配置されるインペラ、モータと動作可能に関連付けられるモータを含む。該システムは、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械などの外部圧力源も含むことができる。外部圧力源は、流制御アセンブリのハウジング通気孔と流体連通させることができる。流制御アセンブリのインペラは、患者接続機構と外部圧力源との間に延在する流体通路に沿って患者接続機構と外部圧力源との間に配置することができる。流制御アセンブリは、空気流を患者接続機構からハウジング通気孔へと強制的に送ると共に、空気流を外部圧力源から患者接続機構へと逆行させるように構成することができる。いくつかの例では、流制御アセンブリのインペラは、約１２ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成するように構成される。いくつかの例では、流制御アセンブリのインペラは、約３ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成するように構成される。いくつかの例では、外部圧力源は約５秒の呼吸周期時間を提供するように構成される。いくつかの例では、流制御アセンブリの連続動作により、妨げとなる物理的障壁を間に形成せずに患者接続機構と外部圧力源との間に空気流が生じる。いくつかの例では、外部圧力源は、患者の胸郭内で大気圧未満の圧力を維持するように構成される。いくつかの例では、システムは、流制御アセンブリと患者との間の患者気道内圧をモニタリングする圧力センサを含む。いくつかの例では、システムは、圧力センサから情報を受信し、その情報に基づき流制御アセンブリモータの動作を制御するコントローラ装置を含む。

さらに別の態様では、本発明の実施形態は個人に胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を提供する方法を包含し、該方法はＩＰＲシステムと個人の気道を連結することと、システムを動作させて患者に治療を提供することとを含む。たとえば、ＩＰＲシステムは通気孔を有するハウジング、ハウジング内に配置されるインペラ、モータと動作可能に関連付けられるモータ、ハウジング通気孔と流体連通する外部圧力源を含むことができる。インペラは、気道と外部圧力源との間に延在する流体通路に沿って気道と外部圧力源との間に配置することができる。該方法は、空気流を気道からハウジング通気孔へ強制的に送ると共に、空気流を外部圧力源から患者へ逆行させるようにインペラと外部圧力源を始動することを含むことができる。いくつかの例では、該方法は、インペラを使用し、個人の呼吸周期全体を通じて約１２ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲内で圧力差を連続的に生成することを含む。いくつかの例では、該方法は、インペラを使用し約３ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲内で個人の呼吸周期全体を通じて連続的圧力差を生成することを含む。いくつかの例では、該方法は、外部圧力源を用いて約５秒の呼吸周期時間を提供することを含む。いくつかの例では、該方法は、間に妨げとなる物理的障壁を形成せずに患者接続機構と外部圧力源との間に空気流を連続的に生じさせることを含む。いくつかの例では、該方法は、呼吸周期全体を通じて患者の胸郭内で大気圧未満の圧力を維持することを含む。いくつかの例では、該方法は、インペラと患者との間の患者の気道内圧をモニタリングすることと、モニタリングされた圧力に基づきインペラの動作を制御することを含む。

さらに別の態様では、本発明の実施形態は、ＩＰＲシステムと個人の気道との連結を含む、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供する方法を包含し、ＩＰＲシステムは、患者の肺内の陰圧を高め、ＩＰＲシステムを用いて、呼気中の胸腔内圧を大気圧以下に抑えることによって胸郭に戻り心臓および肺へと向かう静脈血流を増加させるように呼吸ガスの交換を操作するブロワを含む。該方法は、ブロワを同時に動作させつつ患者の肺に定期的に空気を注入することをさらに含む。さらに、該方法は、吸気相の少なくとも一部において胸腔内圧が大気圧以下に維持されるように呼吸ガス交換を操作するＩＰＲシステムを用いることを含むことができる。

本発明の性質と利点をさらに深く理解するため、添付図面と併せて以下の詳細な説明を参照すべきである。

本発明の実施形態に係る麻酔システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る患者の胸腔内圧調節または気道内圧調節の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係るインピーダンス閾値装置（ＩＴＤ）などの吸気肢流制御アセンブリまたは吸気弁機構の動作方法の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る麻酔機械の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る人工呼吸器の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、コントローラまたは制御アセンブリを含む、あるいはコントローラまたは制御アセンブリと動作可能に関連付けることのできる麻酔システムまたは人工呼吸器システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、コントローラまたは制御アセンブリを含む、あるいはコントローラまたは制御アセンブリと動作可能に関連付けることのできる麻酔システムまたは人工呼吸器システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る用手人工呼吸器システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係るブロワ機構の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係るブロワ機構の動作の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、自動補充蘇生器バッグ／弁機構を含む治療システムの態様を示す図である。 （図１０Ａ、図１０Ｂ）本発明の実施形態に係るブロワ機構の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係るブロワ機構の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る陰圧逃がし弁装置の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る治療または麻酔システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係るガス駆動人工呼吸器システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る麻酔または治療システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る麻酔機械の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る麻酔および能動呼気システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る例示の麻酔システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る例示の麻酔システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る着脱可能陰圧タービン機構の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、患者の気道内の流を調整する、あるいは陰圧を調節するために使用可能な胸腔内圧調節（ＩＰＲ）ブロワ機構の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器治療を提供する治療システムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器および／または循環器治療を提供するシステムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器および／または循環器治療を提供するシステムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器および／または循環器治療を提供するシステムの態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器および／または循環器治療を提供する技術の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器および／または循環器治療を提供する技術の態様を示す図である。 本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器および／または循環器治療を提供する技術の態様を示す図である。

例示の治療技術は、麻酔治療、自発呼吸、またはその他の換気プロトコル中に胸腔内圧調節器治療を患者に提供することができる。任意で、このような治療技術は、患者に供給される呼吸ガスの全部または略全部を提供することができる。本発明の実施形態は、胸腔内圧を調節することによって、頭蓋内圧を低下させると共に血液循環と血圧を上昇させる非侵襲アプローチを包含する。このように、自然に患者が循環を回復することができる。実施形態は、選択された胸腔内圧調節（ＩＰＲ）プロトコルを用いて低血圧（異常に低い血圧）患者を治療する際の使用に適する。場合によっては、例示の治療は、心肺蘇生（ＣＰＲ）を受ける心停止患者に施すことができる。場合によっては、例示の治療は自発呼吸患者に施すことができる。

１実施形態では、治療システムは胸腔内圧調節器と組み合わせて陰圧ブロワまたは定圧ブロワを含むことができ、それぞれが患者の気道および換気源と直接的または間接的に接続される。ブロワは、麻酔機械、機械的人工呼吸器、または用手蘇生器などの換気源によって送達される陽圧呼吸の投与に併せて連続的低レベル真空を呼吸回路に提供することができる。印加される陰圧は、患者の気道内圧、ひいては胸腔内圧を低減させるように動作することができる。陽圧換気間に介在させると、胸腔内圧の低減は、動物実験におけるショック、心停止、その他の低血流状態において重要臓器への灌流を増加させ、頭蓋内圧を低下させることができる。場合によっては、陰圧療法は血液循環を高めることができ、循環不良、低血圧、または低血圧によって反映され得る心臓前負荷の不十分な患者を治療する際に役立つ。

いくつかの実施形態によると、治療技術は、呼吸回路からガスを除去せずに、呼吸回路を通る呼吸ガス流を促進させながら陰圧の気道内圧を生成または調整することを含む。このようなアプローチは特に臨床上貴重であり、麻酔機械（たとえば、閾値弁を有する麻酔循環器）、機械的人工呼吸器または集中治療室（ＩＣＵ）人工呼吸器、またはバッグバルブマスクなどの蘇生器で実行することができる。呼気肢流制御アセンブリおよび吸気肢流制御アセンブリは、既存の装置と連結するように構成される付属部品として設けることができる。流制御アセンブリは麻酔システムならびに機械的換気システムおよび用手換気システムに組み込むこともできる。

例示の実施形態は、電子ソレノイド弁を介してスピルオーバ弁またはベローズの直接制御を提供することができる。場合によっては、スピルオーバ弁は調節可能であり、所望の圧力で開放または閉鎖させることができる。関連実施形態は、呼気中に駆動ガス源の能動制御を介してスピルオーバ弁またはベローズの間接制御を提供する。任意で、このような制御は真空源の動作によって達成する、あるいは円滑化することができる。例示の治療システムは、たとえばガスアセンブリまたはピストンアセンブリによって駆動できる人工呼吸器機構を含むことができる。いくつかの実施形態によると、呼気の能動制御は麻酔機械で実行される。ガス駆動人工呼吸器またはベローズは、スピルオーバ弁を大気圧未満にする制御を提供することができる。場合によっては、ガス駆動人工呼吸器またはベローズは、呼吸ガスを戻らせるように駆動ガスを制御することができる。任意で、ガス駆動人工呼吸器またはベローズは、掃気圧力を制御する手段、あるいは真空レベルを調節する手段を提供することができる。ピストン駆動人工呼吸器は、任意で電子制御を介してスピルオーバ弁を制御することができる。場合によっては、ピストン駆動人工呼吸器は圧力制御ループによってピストンまたはバックストロークの制御を提供することができる。

図面を参照すると、図１は本発明の実施形態に係る麻酔システム１０を示す。動作時、麻酔システム１０は患者に麻酔治療を提供する。システム１０は、再呼吸または流回路２１と、二酸化炭素吸収装置機構２２と、吸気逆止弁２４と、呼気逆止弁２６と、麻酔送達機構２８とを有する機械側アセンブリ２０を含む。本図に示すように、再呼吸回路２１は、呼気逆止弁２６と二酸化炭素吸収装置機構２２との間の流体連通を提供または推進する呼気導管アセンブリ２１ａと、二酸化炭素吸収装置機構２２と吸気逆止弁２４との間の流体連通を提供または推進する吸気導管アセンブリ２１ｂとを含む。二酸化炭素吸収装置機構２２は、再呼吸回路２１の呼気導管アセンブリ２１ａと流体連通する入口２２ａと再呼吸回路２２の吸気導管アセンブリ２１ｂと流体連通する出口２２ｂとを含む。吸気逆止弁２４は再呼吸回路２１を介して二酸化炭素吸収装置機構２２の出口２２ｂと流体連通する入口２４ａを含む。吸気逆止弁２４は出口２４ｂも含む。呼気逆止弁２６は再呼吸回路２１を介して二酸化炭素吸収装置機構２２の入口２２ａと流体連通する出口２６ｂを含む。呼気逆止弁２６は入口２６ａも含む。麻酔送達機構２８は、再呼吸回路２１、あるいは患者と麻酔機械呼気入口または呼気逆止弁入口２６ａとの間の吸気ガス路のどこかに流体連通される。

麻酔システム１０は、吸気逆止弁２４の出口２４ｂと流体接続可能な吸気肢機構または吸気ガス路３２と、呼気逆止弁２６の入口２６ａと流体接続可能な、呼気肢機構または呼気ガス路３４と、患者の気道または胸郭と吸気肢機構３２および呼気肢機構３４間の流体接続を提供する患者気道流チューブ３６または気管チューブと、を有する患者側アセンブリ３０も含む。麻酔システム１０は、呼気肢機構３４を通るガス流を調整するように動作可能な呼気肢流制御アセンブリ４０と、吸気肢機構３２を通るガス流を調整するように動作可能な吸気肢流制御アセンブリ５０とをさらに含む。本図に示す実施形態のように、呼気肢流制御アセンブリ４０は呼気肢機構３４と呼気逆止弁２６との間のインタフェースまたはその近傍に配置することができ、吸気肢流制御アセンブリ５０は吸気肢機構３２と吸気逆止弁２４との間のインタフェースまたはその近傍に配置することができる。

いくつかの例では、患者側アセンブリ３０は、内側通路（たとえば、外側チューブ）と外側通路（たとえば、内側チューブ）とが同心状または入れ子状に配置された単独肢回路機構を含むことができ、外側通路またはチューブが呼気路を提供し、内側通路またはチューブが吸気路を提供する、あるいは内側通路またはチューブが呼気路を提供し、外側通路またはチューブが吸気路を提供する。例示の単肢機構は、２０１０年６月２１日に提出された米国特許出願第１２／８１９，９５９号に記載されており、引用によりその内容を本願に組み込む。

呼気肢制御アセンブリ４０は往復ポンプ、タービン、遠心ブロワ、ルーツ型ブロワ、真空源、呼吸ガスを患者気道チューブ３６から離れて麻酔システム１０へと戻すその他の手段などを含むことができる。吸気肢制御アセンブリ５０は弁機構を含むことができる。いくつかの例では、吸気肢制御アセンブリ５０は、吸気肢機構３２内の圧力が約−５ｃｍＨ_２Ｏ〜約−３０ｃｍＨ_２Ｏの範囲にあるときにガス流が吸気肢機構３２から患者気道流チューブ３６に入るのを防止するように動作することができる。いくつかの例では、吸気肢制御アセンブリ５０は、吸気肢機構３２内の圧力が最大または閾値陰圧値以下であるときにガス流を吸気肢機構３２から患者気道流チューブ３６に引き込むように動作することができる。いくつかの実施形態によると、最大陰圧値は約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−３０ｃｍＨ_２Ｏとすることができる。呼気肢制御アセンブリ４０は、再呼吸回路２１、呼気肢機構３４、またはその両方からガスを除去するように動作することができる。いくつかの例では、呼気肢流制御アセンブリ４０は、再呼吸回路２１内のガスを呼気逆止弁２６から離れて吸気逆止弁２４へと循環させるように動作することができる。いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ４０は呼気肢機構３４と連結する、あるいは動作可能に関連付けることができる。いくつかの実施形態によると、吸気肢流制御アセンブリ５０は吸気肢機構３２と連結する、あるいは動作可能に関連付けることができる。

吸気肢流制御アセンブリ５０は一連の圧力および流調節動作を実行するように構成される弁機構を含むことができる。たとえば、弁機構はＲｅｓＱＰＯＤＲ（登録商標）装置（Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｃｉｒｃｕｌａｒｏｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ社）などのインピーダンス閾値装置（ＩＴＤ）を含む、あるいは組み込むことができる。麻酔システム１０の動作中、吸気肢流制御アセンブリ５０は吸気肢機構３２内の圧力または吸気肢機構３２を通るガス流を調節または調整することができる。患者の気道は通常、患者気道流チューブ３６を介して吸気肢機構３２と流体連通しているため、吸気肢流制御アセンブリ５０は患者の胸郭または気道内の圧力または流を調節し、患者の胸内の真空または陰圧を生成または調整し、呼吸ガスの胸への流入を調節し、胸腔内圧などを低下または調整することができる。例示のＩＴＤ装置の実施形態は、Ｙａｎｎｏｐｏｕｌｏｓらの「胸腔内圧調節による血液量減少性ショックのブタモデルにおける２４時間生存の向上」Ａｎｅｓｔｈ．Ａｎａｌｇ．１０４：１５７〜６２（２００７）とＹａｎｎｏｐｏｕｌｏｓらの「胸腔内圧調節による定容量性および血液量減少ブタにおける重要臓器灌流圧力の向上」Ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ７０（３）：４４５−５３（２００６）に記載されており、いずれの文献も引用により本願に組み込む。多くの場合、吸気肢流制御アセンブリ５０は、たとえば、気管、患者気道流チューブ３６、または吸気肢機構３２内の陰気道内圧が弁システムの開放圧または閾値圧と等しくなるまで閉鎖したままにしておくことによって、人の肺への呼吸ガス流を調整または調節するように動作する。たとえば、場合によっては、弁システムの陰閾値圧は−１２ｃｍＨ_２Ｏであるため、気道内圧が−１２ｃｍＨ_２Ｏより高い間、弁は閉鎖されたままである。気道内圧が−１２ｃｍＨ_２Ｏ以下になると、弁が開放されて、流を患者の方へ流すことができる。

呼吸ガスが肺に流れるのを防止または妨害する、あるいはその他の方法で患者の気道を流れる流または気道内の圧力を調節するため、米国特許第５，５５１，４２０号、５，６９２，４９８号、５，７３０，１２２号、６，０６２，２１９号、６，１５５，２５７号、６，２２４，５６２号、６，２３４，９１６号、６，５２６，９７３号、６，６０４，５２３号、６，７７６，１５６号、６，９８６，３４９号、７，１９５，０１２号、７，２０４，２５１号に記載されるようなインピーダンス閾値装置またはＩＴＤなどの各種機構を麻酔システム１０に組み込むことができる。引用により上記文献の開示を本願に組み込む。したがって、吸気肢流制御アセンブリ５０は、このようなＩＴＤまたは空気流調節機構を含むまたは組み込むこともできる。弁システムは、患者の吸気中、または吸気相またはサイクルの少なくとも一部の間、呼吸ガスの患者への流入を完全に防止する、あるいは流入に抵抗またはインピーダンスを供給するように構成することができる。呼吸ガスの流を完全に防止する装置または弁システムの場合、このような弁は、閾値陰胸腔内圧に達した後に開放される圧力応答弁として構成することができる。

いくつかの実施形態では、吸気肢流制御アセンブリ５０はＲｅｓＱＰＯＤ（登録商標）インピーダンス閾値装置（Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒｙ Ｓｙｓｔｅｍ社、ミネソタ州ローズビル）を含む、あるいはＲｅｓＱＰＯＤ（登録商標）インピーダンス閾値装置として設けることができる。例示の吸気肢流制御装置は胸の反跳を利用して吸引力を生成することができ、吸気肢流制御装置５０の閾値弁は、陰圧閾値を超える（たとえば、患者気道内圧が弁の陰閾値圧よりも低い）場合にのみ開放されるように構成することができる。閾値に達するまで弁が閉鎖される場合、このような構造は、患者気道内圧を調節するように動作することができる。

本発明の実施形態によると、陰気道内圧は患者の胸の反跳によって生成されない。その代わりに、呼気肢流制御アセンブリ４０（たとえば、ブロワまたはガス輸送手段）が患者内に陰圧の気道内圧を生成するように動作する。これに関連して、呼気肢流制御アセンブリ４０は患者からの吐出ガスを通さずに、一方向流のみ（たとえば、患者に向かう）を導くことができる。麻酔システム１０は、たとえば、吸気肢流制御アセンブリ５０内のバイパス弁を開くことを含むことのできる、吸気肢流制御アセンブリ５０を通じて呼吸ガスを押圧または送達することによって、患者に陽圧呼吸または吸気流を送達するように動作することができる。いくつかの例では、吸気肢流制御アセンブリ５０は、吸気肢機構３２と患者の肺内の陰圧を調節するように動作することができる。呼気肢流制御アセンブリ４０（たとえば、ブロワ）による吸引作用によって、ガスを呼気肢流制御装置５０を通じて引き込むように動作することもできる。生理学的には、呼気肢流制御アセンブリ４０は患者気道内圧を低下または調節するように動作することができる。いくつかの例では、「胸腔内圧調節」（ＩＴＰＲまたはＩＰＲ）という用語は、呼気肢流制御アセンブリ４０および吸気肢流制御アセンブリ５０の動作から生じる患者の生理学的作用を指す場合がある。

本願に開示される技術および方法は、たとえば、心臓は鼓動しているが失血またはその他の原因による循環不良がある患者を治療するために術中に適用することができる。これに関連して、該技術および方法は、手術台またはその他の場所で静止している患者の蘇生に使用することもできる。

図１Ａは、本発明の実施形態に係る治療システムの動作によって実現され得る圧力曲線を示す。本願の他の場所で指摘するように、吸気肢流制御アセンブリ５０はバイパス弁機能と閾値弁機能の両方を実行するように動作することができる。たとえば、吸気肢流制御アセンブリはバイパス弁サブアセンブリと閾値弁サブアセンブリを含むことができる。この図は、２つのＩＴＤ弁機能（バイパス、閾値）の同期、ブロワ動作、陽圧送達、患者呼吸、圧力値（吸気肢、患者気道）を示す。

吸気肢流制御アセンブリ５０に配置されるバイパス弁により、吸気ガスは邪魔されずに患者に向かって流れる。図１Ａに示すように、呼吸回路内の圧力がゼロであるまたはゼロより大きい（高い）かぎりバイパス弁は開放したままである。したがって、バイパス弁は、吸気肢圧力が正であるときに閾値弁をバイパスする。この特徴は、弁が干渉を起こしたり、陽圧呼吸への抵抗を生じさせたりすることを防止する。呼吸回路圧力がゼロを通過する、あるいは十分に低下するとすぐにバイパス弁は閉鎖される。バイパス弁が閉鎖されると、閾値弁は呼吸回路内の陰圧の偏移を調節または制限する。呼気相中、陰圧閾値を超えると、ガスは吸気肢流制御アセンブリ５０を通じて患者へと流れることができる。これは、図１Ａに示すように患者気道内圧が十分な陰圧になるときに発生する。

吸気肢流制御アセンブリ５０に配置される閾値弁は閉鎖状態を保つことによって、吸気肢流制御アセンブリ５０の下流（すなわち、患者側）の圧力が閾値弁の陰閾値圧よりも高いかぎり、麻酔システム１０からのガス流が患者に流れ込むのを防止または妨害する。十分な陰圧がたとえば患者の気管内または吸気肢流制御アセンブリ５０の下流で達成されれば、閾値弁が開放されることによってガスが患者に流れ込み、呼気ガス輸送手段によって生成された陰圧を解放または調節する。吸気肢流制御アセンブリ５０の下流の圧力が閾値弁の陰圧閾値よりも小さい（すなわち、低い）かぎり、ガスは患者に向かって流れることができる。このように、吸気肢流制御アセンブリ５０は患者の気道および肺での過剰な陰圧を防止することができる。

図１Ａに示すように、図１に示される呼気路または呼気肢機構３４に配置可能なブロワまたはタービンが加速されると（たとえば、患者回路または患者気道流チューブ３６での吸引を高めるために加速されると）、患者の肺および吸気路または吸気肢機構３２内の空気圧が下げられて（たとえば、吸い出されて呼気入口または入口２６ａに吹き込まれ）、吸気肢流制御アセンブリ５０のバイパス弁を閉鎖させる。この時点で、吸気肢流制御アセンブリ５０の閾値弁は吸気肢機構３２を通る吸気ガス流と直列である。図１に示すように、吸気肢流制御アセンブリ５０は麻酔システムの機械側アセンブリ２０の出口２４ｂに置くことができる。任意で、吸気肢流制御アセンブリ５０は、吸気ガス流路または吸気肢機構３２の任意の部分、患者の呼吸路の任意の場所、または麻酔システム１０の任意の場所（たとえば、機械側アセンブリ２０内）に配置され、そこで患者気道流チューブ３６を通る流を調節するように動作することができる。

いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ４０（たとえば、ブロワまたはタービン）は加速も減速もせずに一定速度で動作する。このように、呼気肢流制御アセンブリ４０は一定圧力源を提供することができる。したがって、回路の圧力のバランスが取れると、たとえばブロワまたはファンブレードがまだ回転していても、呼気肢流制御アセンブリ４０を通る新たな流は停止するか、ほぼゼロになる。

「呼吸回路」という用語は、吸気肢機構３２と呼気肢機構３４の組み合わせ（たとえば、吸気ガスおよび呼気ガス導体またはチューブ）を指すことができる。患者の気管チューブまたは気道流チューブ３６は吸気ガスと呼気ガスの両方を導くように動作することができる。いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ４０、吸気肢流制御アセンブリ５０、またはその両方を気道流チューブ３６に配置することができる。たとえば、呼気肢流制御アセンブリ４０、吸気肢流制御アセンブリ５０、またはその両方が、気管チューブまたは患者気道流チューブ３６に装着する、搭載する、その近傍に接続する、あるいは内部で動作することができる。

図１に示すように、麻酔呼吸システム１０は、患者側アセンブリ３０または患者回路、および任意で循環システムまたは再呼吸システムと称される再呼吸または流回路２１と、吸収装置２２と、ベローズ装置２５とを含むことのできる機械側アセンブリ２０を包含する。図１は患者回路または患者側アセンブリ３０のワイアセンブリ３７も示す。ワイ３７は、患者気道流チューブ３６、吸気肢機構３２、呼気肢機構３４間の接続を提供する。いくつかの実施形態では、患者気道流チューブは患者呼吸チューブ、気管チューブ、または気管内チューブ（ＥＴチューブ）と称される場合がある。

麻酔送達機構２８はフレッシュガス接続部を提供することができ、それにより麻酔ガスを再呼吸または流回路２１または循環呼吸システムに追加することができる。陽圧呼吸は、ベローズ装置２５を空気圧でまたは機械的に押圧することによって麻酔システム１０から患者に送達することができる。たとえば、陽圧呼吸は、ベローズ装置２５のベローズキャニスタを間欠的に加圧することによって生成することができる。通常、人工呼吸器機構２７はベローズ２５と動作可能に関連付けられて提供される。たとえば、人工呼吸器機構２７はベローズの外部のキャニスタに接続することができる。ベローズ上の人工呼吸器誘導圧力が解放されると（たとえば、呼気相中）、ベローズが上昇して患者は息を吐くことができる。したがって、陽圧呼吸は、図１Ａに示すように人工呼吸器機構２７の動作に基づき患者に送達することができる。いったん吸気肢流制御アセンブリ５０の陽圧バイパス弁が開放されれば、吸気肢流制御アセンブリ５０により、ガスは邪魔されずに麻酔システム１０から患者へと流れることができる。いくつかの実施形態によると、図１に示すように、麻酔システム１０は用手人工呼吸器バッグ３１を含む、あるいは用手人工呼吸器バッグ３１と動作可能に関連付けることができる。治療の一環として、オペレータは、たとえばバッグ／人工呼吸器選択スイッチ２９を適切に調節することによって用手人工呼吸器バッグ３１または人工呼吸器機構２７を始動させることで再呼吸回路２１を通る流を調整するか否かを選択することができる。

したがって、本発明の実施形態は、たとえば、任意で気道からガスを除去することと組み合わせて、ガスが気道に入るのを防止または妨害して、気道内の空気をさらに低減させることによって患者の気道内のガス量を低減するシステムおよび方法を包含する。気道または胸郭内の空気が減ると、心臓により多くの血液が戻る余地が生じる。たとえば、この生理学的コンセプトは、肺内空気の低減を伴う胸腔内圧低下が、胸郭内の空気から抵抗を受けずに胸郭により多くの血液を引き込む手段を提供する場合、ＣＰＲの胸反跳相において重要である。同様に、この生理学的コンセプトは、肺気量減少に付随する胸腔内圧低下が能動的により多くの静脈血を右心へと引き戻す場合、血液量減少状態においても重要である。上記技術の適用は、結果的に同時に頭蓋内圧の低下にもつながり得る胸腔内圧低下に寄与する。たとえば、ＣＰＲ中にこれらの方法および装置を適用することによって、胸壁減圧相での冠状動脈への循環が増加し、加圧および減圧相での脳への血流が増大して酸素の豊富な血液が脳に送られる。

図２は、本発明の実施形態に係るインピーダンス閾値装置（ＩＴＤ）などの吸気肢流制御アセンブリまたは吸気弁機構の動作方法２００を示す。この論理フロー図に示すように、吸気相は患者に陽圧呼吸を送達するステップ２１０ａを含み、たとえば呼吸回路圧力がゼロより大きいときに達成され得る。これに関連して、吸気相中または吸気相の少なくとも一部中、吸気肢流制御アセンブリまたは弁機構（たとえば、ＩＴＤ）はステップ２１０ｂに示すように遮断せずに流を患者に提供することができる。たとえば図１を参照すると、弁機構（たとえば、バイパス弁）は、患者側アセンブリ３０の呼気肢機構を介してガスが機械側アセンブリ２０から患者へ自由に流れるように開放することができる。呼気相中、呼吸回路の圧力は通常、ゼロ以下に低下する。それに応答して、弁機構（たとえば、ＩＴＤのバイパス弁および閾値弁）はステップ２２０ｂに示すように閉鎖される。したがって、呼気相中、あるいは呼気相の少なくとも一部中、吸気肢流制御アセンブリまたは弁機構は、患者側アセンブリ３０の呼気肢機構を介してガス流が機械側アセンブリ２０から患者に流れるのを防止する。呼気相は、たとえば患者の呼吸回路圧力を０ｃｍＨ_２Ｏ〜−１２ｃｍＨ_２Ｏへと引き下げることによって患者から呼吸を引き出すステップ２２０ａを含む。このような圧力低下は、たとえば再循環ポンプ機構、往復ポンプ、タービン、遠心ブロワ、ルーツ型ブロワ、真空源などを含むことのできる呼気肢流制御アセンブリの動作によって達成可能である。呼気肢流制御アセンブリは、目標陰圧を呼吸回路に送達または印加するように構成することができる。たとえば、呼気肢流制御アセンブリは０ｃｍＨ_２Ｏ〜−１２ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力を送達または印加するように構成することができる。場合によっては、目標陰圧は、たとえばポンプの速度に基づき調節することができる。場合によっては、呼気肢流制御アセンブリは、呼吸回路内の所望の圧力または圧力範囲を提供するように調節することができる。陰圧の閾値圧が患者気道内で達成されると、ステップ２２０ｃに示すように吸気肢流制御アセンブリまたは吸気弁の閾値弁を開放することによって、機械側アセンブリ２０からのガス流を患者側アセンブリ３０の吸気肢機構を介して患者へ送ることができる。

いくつかの実施形態では、吸気肢流制御アセンブリは、ステップ２３０に示すように、呼吸回路内の陰圧が大きすぎる場合、弁機構を開放して患者側アセンブリ３０の吸気肢機構を介し機械側アセンブリ２０から患者へ流を流す、あるいは再開する調節機構を設けることができる。場合によっては、ステップ２２０ｃと２３０は密に関連している、あるいは同一であるため、閾値弁の開放は安全逃がし機能を実行するように動作する。たとえば、吸気肢流制御アセンブリは、呼吸回路内の陰圧が閾値を超える、あるいは閾値よりも低い場合、患者側アセンブリ３０の吸気肢機構を介した機械側アセンブリ２０から患者への流が回復または達成されるように構成することができる。いくつかの例では、閾値または設計圧力は約−１２ｃｍＨ_２Ｏとすることができる。この特徴は、たとえば陰圧が低くなりすぎるのを回避することによって、呼吸回路内の最大陰圧に対する安全限界を提供することができる。この機能を達成するために様々な安全弁構成を用いることができる。

続いて、新たな陽圧呼吸が矢印２４０ａによって示されるように麻酔機械により送達されると、弁機構のバイパス弁が矢印２４０ｂによって示されるように再び開放される。これは、陽圧呼吸が弁に流入し、回路圧力がゼロ（正）を超えるためである。このように、麻酔システムは別の自由流吸気を可能にする。したがって、吸気肢流制御アセンブリ５０は２つの別個の弁機能を実行する、あるいは２つの弁機構、すなわちバイパス弁と閾値弁を提供することができ、これらの機能は並行して実行することができる。

図３に示すように、吸気肢流制御アセンブリ、呼気肢流制御アセンブリ、またはその両方は麻酔機械呼吸システム全体を通じて様々な位置に配置することができる。たとえば、麻酔システム３１０は、位置Ａ（患者ワイ３３７またはその近傍）、位置Ｂ（麻酔システム出口３２４ｂまたはその近傍）、位置Ｃ（吸気逆止弁入口３２４ａまたはその近傍）、位置Ｄ（吸収装置出口３２２ｂまたはその近傍）、位置Ｅ（位置ＥとＦの間の吸気弁またはその近傍）、または位置Ｆ（人工呼吸器機構３６０の出口またはその近傍）に吸気肢流制御アセンブリ３５０を含むことができる。これに関連して、麻酔システム３１０は、位置Ｇ（患者ワイ３３７またはその近傍）、位置Ｈ（麻酔システム入口３２６ａまたはその近傍）、位置Ｉ（呼気逆止弁出口３２６ｂまたはその近傍）、位置Ｊ（駆動ベローズ出口３２５ｂまたはその近傍）、位置Ｋ（位置ＫとＬの間の呼気弁またはその近傍）、または位置Ｌ（大気たとえば大気出口またはその近傍）に呼気肢流制御アセンブリ３４０を含むことができる。吸気弁（ＥとＦの間）および吸気弁（ＫとＬの間）は、ベローズを加圧および減圧させる弁システムを提供する。いくつかの例では、吸気弁と呼気弁はベローズの駆動に関して吸気弁と呼気弁をそれぞれ提供する。いくつかの実施形態によると、ベローズ駆動ガスは大気中に吐出される。これはベローズの他方の側の患者呼吸ガスと同じではない。人工呼吸器からの駆動ガスは、呼吸ガスを患者の肺内へ押し出すのに使用される。このように、人工呼吸器は循環呼吸システムを駆動することができる。

したがって、陰圧ブロワまたは呼気肢流制御アセンブリ３４０は、呼気肢機構３３４で一方向呼気弁３２６の近傍に配置することができる。たとえば、呼気肢流制御アセンブリ３４０は呼気弁３２６の入口３２６ａに連結することができる。呼気肢流制御アセンブリ３４０は患者接続部または気道流チューブ３３６からガスを引き出し、吸気肢機構３３２または呼吸回路の吸気側からもガスを引き出すように動作することができる。呼気肢流制御アセンブリ３４０の動作によってこれら２つのガスが結合されて、呼気一方向弁３２６を流れる。その後、結合されたガスはＣＯ_２容器または吸収装置３２２に送られた後、吸気逆止弁３２４を出て患者へと送達される。このように、呼気肢流制御アセンブリ３４０または陰圧ブロワは、強制的にガスを呼気入口３２６ａ内または呼気入口３２６ａに向かって方向付け、吸気肢流制御アセンブリ３５０が吸気出口３２４ｂを通るガス流に対する調節または閾値機能を実行している間もガスを呼吸回路から引き出すことができる。

いくつかの実施形態によると、陰圧ブロワタービンまたは呼気肢流制御アセンブリ３４０の速度が増加するにつれ、患者側アセンブリ内の吸引量も増加し、該アセンブリ内の圧力を低減することによって吸気肢流制御アセンブリ３５０の閾値弁を閉鎖させる。場合によっては、吸気肢流制御アセンブリ３５０は呼気肢流制御アセンブリ３４０と併せて、約−１０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−１２ｃｍＨ_２Ｏの範囲内の閾値抵抗を生成するように動作することができる。したがって、患者側アセンブリ内の圧力がこの閾値に達するのに十分なほど低減されると、閾値弁が開放されることによってガス流を麻酔システム３１０から患者内へと送り込む。いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ３４０が動作すると（たとえば、タービンが回転する）、ガスを呼気入口３２６ａに押し込み、患者からのガスを−１２ｃｍＨ_２Ｏ圧力レベルまで低減させ、その時点で逆止弁が開放されることによってガスがＣＯ_２容器または吸収装置３２２内で連続的に循環する。したがって、場合によっては、ガスは麻酔システム３１０によって呼吸回路から引き出されず、再循環させられる。いくつかの実施形態によると、人工呼吸器３６０から次の呼吸が発生すると、ベローズが下方に押されてベローズ本体内のバッグを押しつぶすことによって回路の吸気側と呼気側の両方で過剰圧力を生成し、駆動ベローズの変位に基づき患者の気道内に空気を送り込む。この換気動作が発生する際、ブロワは一定速度で動作してガスを再循環させる。いくつかの例では、呼気肢流制御アセンブリ３４０はポンプ、ブロワ、ピストン、ガス輸送手段などを含むことができる。いくつかの例では、呼気肢流制御アセンブリ３４０は電動タービンを含むことができる。

場合によっては、麻酔システム３１０は吸気肢流制御アセンブリ３５０を含まなくてもよい。このような場合、呼気肢流制御アセンブリ３４０（たとえば、タービン）はガスを呼気入口３２６ａに押し出し、あるいは引き入れ、ＣＯ_２容器または吸収装置３２２内でのガスの前進と患者に向かう吸気逆止弁３２４からの排出を促進することによって、回路を完成させて継続的な循環を提供するように動作することができる。

吸気肢流制御アセンブリ３５０を麻酔システム出口３２４ｂ近傍の吸気肢機構３３２に配置することによって、流が患者まで届くのを制限するように動作させることができる。したがって、呼気肢流制御アセンブリ３４０（たとえば、ブロワ）は患者の肺からガスを引き出し、圧力が吸気肢流制御アセンブリ３５０の開放閾値に達するまで患者気道内の陰圧を増大させて、吸気肢流制御アセンブリ３５０の閾値弁を開放させる。図３に示すように、呼気肢流制御アセンブリ３４０と吸気肢流制御アセンブリ３５０は麻酔システム３１０全体を通じて様々な場所に配置することができるため、機械側アセンブリまたは患者側アセンブリに一体化させることができる。任意で、呼気肢流制御アセンブリ３４０、吸気肢流制御アセンブリ３５０、またはその両方は別個の部品として設けることができる。

いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ３４０（たとえば、ブロワ）は低レベルまたは速度で動作するように構成され、あるいは吸気肢流制御アセンブリ３５０も同様に動作させることができるため、呼気肢流制御アセンブリ３４０と吸気肢流制御アセンブリ３５０の動作は陰圧の気道内圧を生成しない。麻酔システムは、任意の所望期間、この能力で機能するように構成することができる。しかしながら、呼気肢流制御アセンブリ３４０の活動が高まる（たとえば、ファン速度が上昇する）、および／または閾値抵抗が吸気肢流制御アセンブリ３５０（たとえば、弁を閉鎖することによって）導入されると、麻酔システムは陰圧の患者気道内圧を生成または増幅させることができる。たとえば、アセンブリ３４０および３５０の動作は、アセンブリ３５０の弁の閉鎖が患者接続部の陰圧を生成しないかぎり、あるいは生成するまで陰圧を引き起こすことはない。場合によっては、アセンブリ３４０は受動的に動作する代わりに能動的に制御する（たとえば、オン／オフする）ことができる。このような能動制御は、麻酔システムのどこに配置されるかにかかわらず、アセンブリ３４０を用いて行うことができる。

呼気肢流制御アセンブリ３４０と吸気肢流制御アセンブリ３５０の一方または両方の動作は自動手段によって制御することができる。いくつかの例では、呼気肢流制御アセンブリ３４０および／または吸気肢流制御アセンブリ３５０の動作は空気信号または電気信号に基づき制御することができる。場合によっては、アセンブリ３４０および３５０はそれぞれ、単独システムとして設けることができる。別の場合、アセンブリ３４０、アセンブリ３５０、またはその両方はそれぞれ複数のサブシステムの集合として設けることができ、各サブシステムは麻酔システム全体を通じて異なる位置に配置される。たとえば、流制御アセンブリはある位置に圧力センサを、別の位置にステップモータ制御閾値レジスタを含むことができる。

本発明の実施形態は、図３の様々な位置に示される閾値弁などの呼吸回路制御弁の機能または相互作用によって生成されるものと等価の機能を提供する物理的閾値弁または手段を有する治療システムを包含する。

図４に示すように、吸気肢流制御アセンブリ、呼気肢流制御アセンブリ、またはその両方は、集中治療室（ＩＣＵ）人工呼吸器または搬送型機械的人工呼吸器などの麻酔機械を含む人工呼吸器システム４１０全体を通じて様々な位置に配置することができる。たとえば、麻酔システム４１０は、位置Ａ（患者ワイ４３７またはその近傍）、位置Ｂ（人工呼吸器システム出口４２４ｂまたはその近傍）、または位置Ｃ（吸気逆止弁入口４２４ａまたはその近傍）に吸気肢流制御アセンブリ４５０を含むことができる。これに関連して、人工呼吸器システム４１０は位置Ｄ（患者ワイ４３７またはその近傍）、位置Ｅ（人工呼吸器システム入口４２６ａまたはその近傍）、位置Ｆ（呼気逆止弁４２６またはその近傍）、位置Ｇ（呼気逆止弁出口４２６ｂまたはその近傍）、位置Ｈ（呼気排出口または大気出口４１６またはその近傍）に呼気肢流制御アセンブリ４４０を含むことができる。本図に示すように、人工呼吸器システム４１０はコントローラ４１２と酸素または空気供給機構４１４を含むことができる。

いくつかの例では、人工呼吸器システム４１０の患者側アセンブリは、内側通路（たとえば、外側チューブ）と外側通路（たとえば、内側チューブ）とを同心状または入れ子状に配置した単肢回路機構を含むことができ、外側通路またはチューブが呼気路を提供し、内側通路またはチューブが吸気路を提供する、あるいは内側通路またはチューブが呼気路を提供し、外側通路またはチューブが吸気路を提供する。例示の単肢機構は、２０１０年６月２１日に提出された米国特許出願第１２／８１９，９５９号に記載されており、引用によりその内容を本願に組み込む。

動作時、Ｏ_２または空気供給機構４１４からのガスは吸気肢機構４３２を介して患者に運ばれ、患者からのガス（任意で肢機構４３２からのガスと組み合わせる）は呼気肢機構４３４を介して患者から遠ざかるように転送される。人工呼吸器システムは、圧力および量モニタリング装置、制御システム、および警報システムも含むことができ、肢流アセンブリ４４０および４５０は、上記モニタリング、制御、および警報システムと併せて動作するように構成されることができる。

いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ４４０は人工呼吸器の呼気抵抗を低下させるように動作させることができる。図４に示すように、肢流制御アセンブリ４４０、４５０は、人工呼吸装置の内部または外部の様々な位置に置くことができる。いくつかの例では、肢流制御アセンブリ４４０、４５０の一方または両方を、人工呼吸器本体またはケーシングが患者回路に接続される場所に配置することができる。いくつかの例では、肢流制御アセンブリ４４０、４５０の一方または両方を、患者回路とワイ装置４３７との間に配置することができる。任意で、肢流制御アセンブリ４４０、４５０の一方または両方を患者とワイとの間に配置することができる。いくつかの例では、吸気肢流制御アセンブリ４５０は物理弁を含む。場合によっては、吸気肢流制御アセンブリ４５０は、患者への流を少なくとも部分的に制御する電子弁を含む。

コントローラ４１２は、様々な治療プロトコルのいずれかを実行するようにプログラムする、あるいは様々な治療プロトコルのいずれかを実行する指示を含むことができる。たとえば、コントローラ４１２は、正常な陽圧呼吸を送達する指示を人工呼吸器に送るようにプログラムすることができる。いくつかの例では、人工呼吸器システム４１０はバクテリアフィルタを含むことができる（たとえば、呼気逆止弁４２６またはその近傍）。

図４に示すように、吸気肢流制御アセンブリ４５０（たとえば、閾値弁）および呼気肢流制御アセンブリ４４０は、システム４００全体の様々な位置のいずれにも配置させることができる。任意でＩＰＲを行うため肢流制御アセンブリ４４０、４５０の一方または両方と等価の機能を提供する手段を、別個の装置として、あるいは複数の弁および／またはポンプの相互作用を介して、人工呼吸器設計内の既存の弁または装置によって実現することができる。

図５は、本発明の実施形態に係る、コントローラまたは制御アセンブリを含む、あるいはコントローラまたは制御アセンブリと動作可能に関連付けることのできる麻酔システムまたは人工呼吸器システム５００の態様を示す。本図に示すように、麻酔または人工呼吸器システム５００は呼気肢流制御アセンブリ５４０（たとえば、ポンプまたはタービン）と吸気肢流制御アセンブリ５５０（たとえば、ＩＴＤ装置）を含む。麻酔システムまたは人工呼吸器システム５００は、呼気肢流制御アセンブリ５４０が気道流センサ５４１と流体連通するように構成することができる。さらに、麻酔または人工呼吸器システム５００は、患者気道流チューブからのガス（任意で吸気肢機構からのガスと組み合わせて）を収容し濾過するバクテリアおよび／またはウィルス呼気フィルタ５４２と、呼気肢機構内の圧力を感知する患者回路圧力センサ５４３とを含むことができる。流センサ５４１、圧力センサ５４３、またはその両方からの情報またはデータを使用して、呼気肢流制御アセンブリ５４０の動作を調節することができる。

いくつかの実施形態によると、呼気肢流制御アセンブリ５４０の圧力調節活動が吸気肢流制御アセンブリ５５０の閾値弁を閉鎖するように動作する際、麻酔または人工呼吸器を患者から有効に遮断することができる。場合によっては、このときに患者気道内圧を測定することができる。たとえば、タービンの動作で気道内圧を約−１０ｃｍＨ_２Ｏに低下させることができ、患者側アセンブリと流体連通して、あるいは別の形で呼気肢流制御アセンブリ５４０の患者側で、患者回路圧力センサ５４３は患者回路内の気道内圧を有効に測定することができる。さらに、気道流センサ５４１は、患者側アセンブリと流体連通して、あるいは別の形で呼気肢流制御アセンブリ５４０の患者側で、患者回路内の気道流を測定するように有効に動作することができる。本図に示すように、気道内圧センサ５４３は呼気肢流制御アセンブリ５４０（たとえば、タービン）と患者との間に配置することができる。いくつかの例では、ブロワ機構は、連続的に、および／または吸気弁の閉鎖中に動作させることができる。驚くべきことに、このような技術は、従来の技術よりも消費電力が少ない。

麻酔または人工呼吸器システム５００は、呼気肢流制御アセンブリ５４０、気道流センサ５４１、患者回路圧力センサ５４３のそれぞれに指示を伝送し、それぞれからデータを受信することができるコントローラアセンブリ５１０を含む。麻酔または人工呼吸器システム５００は、電源または電源との接続手段も含むことができる。たとえば、電源との接続手段は電気コードまたはバッテリを含むことができる。場合によっては、コントローラアセンブリ５１０はユーザインタフェース、警報器、ディスプレイを含むことができる。任意で、コントローラアセンブリ５１０はデジタル通信の送受信のための入力／出力機構５１２を含むことができる。本図に示すように、コントローラアセンブリ５１０は、外部データ入力機構５２０により吸気肢流制御アセンブリ５５０と動作的に接続することができる。いくつかの実施形態によると、コントローラアセンブリ５１０は呼気肢流制御アセンブリ５４０への制御指示を提供するように構成することができる。いくつかの実施形態によると、コントローラアセンブリ５１０は、気道流センサ５４１、患者回路圧力センサ５４３、またはその両方からデータまたは情報を受信するように構成することができる。コントローラアセンブリ５１０は、任意で気道流センサ５４１、患者回路圧力センサ５４３、またはその両方から受信した入力データに基づき、呼気肢流制御アセンブリ５４０への指示を決定するプロセッサを含むことができる。コントローラアセンブリ５１０は、麻酔または人工呼吸器システム５００の状態に関する情報をユーザまたはオペレータに対して表示するように構成することができる。たとえば、コントローラアセンブリ５１０は、オペレータが見るディスプレイスクリーン上に気道流と患者回路圧力情報またはデータを表示するように構成することができる。

図６は、本発明の実施形態に係る、コントローラまたは制御アセンブリを含む、あるいはコントローラまたは制御アセンブリと動作可能に関連付けることのできる麻酔システムまたは人工呼吸器システム６００の態様を示す。本図に示すように、麻酔または人工呼吸器システム６００は呼気肢流制御アセンブリ６４０（たとえば、ポンプまたはタービン）と吸気肢流制御アセンブリ（図示せず）を含む。麻酔システムまたは人工呼吸器システム６００は、呼気肢流制御アセンブリ６４０が呼気気道流センサ６４１と流体連通するように構成することができる。麻酔または人工呼吸器システム６００は、呼気肢機構内の圧力を感知する患者回路圧力センサ６４３も含むことができる。流センサ６４１からの情報またはデータ、たとえば呼気流信号６４２はコントローラアセンブリ６１０に送信することができる。麻酔または人工呼吸器システム６００はインライン二酸化炭素センサ６６０も含むことができ、該センサは患者の気道内に配置する、あるいは気道と流体連通させて、情報をコントローラアセンブリ６１０に送信可能なリアルタイム二酸化炭素分析機構６７０に接続することができる。使用時、二酸化炭素センサ６６０は患者の二酸化炭素濃度を測定することができ、呼気流センサ６４１は呼気肢流制御アセンブリ６４０に流れ込む、あるいは呼気肢流制御アセンブリ６４０に向かって流れるガス流を測定することができる。コントローラアセンブリ６１０は、たとえば二酸化炭素濃度と呼気流値の積に基づき二酸化炭素量を判定するプロセッサを含むことができる。コントローラアセンブリ６１０は、二酸化炭素量の測定値をユーザまたはオペレータに対して表示することができる。場合によっては、二酸化炭素量の測定値を使用して、呼気肢流制御アセンブリ６４０の動作を調節または制御することができる。このように、麻酔システムまたは人工呼吸器システム６００は、二酸化炭素量のモニタリングおよびフィードバック機能を提供するように動作することができる。

図７は、本発明の実施形態に係る用手人工呼吸器システム７００の態様を示す。用手人工呼吸器システム７００はバッグバルブマスク装置として構成し、患者に胸腔内圧調節治療を提供するために使用することができる。たとえば、救急隊員は救急車に用手人工呼吸器システム７００を所持し、心停止の患者や失血による出血性ショックの患者に該システムを使用することができる。本図に示すように、用手人工呼吸器システム７００は、矢印Ｃで示されるように大気または補給酸素と共に吸気を受け取る入口７２４ａと、吸気肢機構７３２と流体連通する出口７２４ｂとを有する蘇生器バッグ７２４を含む。バッグ７２４の圧縮後、上記空気は、矢印Ｄで示されるように吸気肢機構７３２を通じて患者へと送達される（吸気ガス流）。用手人工呼吸器システム７００は救急治療用のバッグバルブマスクとして使用することができる。

用手人工呼吸器システム７００は、呼気肢流制御アセンブリ７４０（たとえば、ポンプまたはタービン）と吸気肢流制御アセンブリ７５０（たとえば、ＩＴＤ装置）も含む。呼気肢流制御アセンブリ７４０は呼気肢機構７３４からガスを引き出し、あるいは呼気肢機構７３４内の圧力を低下させるように動作する。ここに示すように、用手人工呼吸器システム７００はマスクまたは流チューブなどの患者接続部７６０もさらに含む。吸気ガスと呼気ガスは、矢印Ｅで示されるように患者と用手人工呼吸器システムとの間でやり取りさせることができる。ワイ７３７は、患者接続部７６０、吸気肢機構７３２、呼気肢機構７３４間の接続を提供する。動作時、呼気肢流制御アセンブリ７４０は、任意で吸気肢機構７３２からのガスと組み合わせて、患者接続部７６０またはマスクにより患者からのガスを受け取る。したがって、上記ガスは矢印Ｆ（呼気ガス流）で示されるように呼気肢機構７３４を通じて患者から遠ざかるように伝送される。その後、上記患者の空気と吸気は、矢印Ｇで示されるように呼気肢流制御アセンブリ７４０の出口７４２から排出することができる。

麻酔システムまたは人工呼吸器システム７００は、呼気肢流制御アセンブリ７４０が気道流センサ７４１と流体連通するように構成することができる。用手人工呼吸器システム７００は、呼気肢機構内の圧力を感知する患者回路圧力センサ７４３も含むことができる。流センサ７４１、圧力センサ７４３、またはその両方からの情報または読取値を使用して、呼気肢流制御アセンブリ７４０の動作を調節することができる。場合によっては、吸気肢流制御アセンブリ７５０は、位置Ａ（患者ワイ７３７またはその近傍）または位置Ｂ（蘇生器バッグ出口７２４ｂまたはその近傍）で用手人工呼吸器システム７００に配置することができる。

呼気肢流制御アセンブリ７４０を蘇生器バッグ７２４と流体連通して配置することによって、麻酔システムまたは人工呼吸器システム７００に陰圧相機能を提供することができ、それによって、システム７００は、患者への陰圧治療と組み合わせて陽圧換気を送達するのに使用することができる。

いくつかの例では、人工呼吸器システム７００の患者側アセンブリは、内側通路（たとえば、外側チューブ）と外側通路（たとえば、内側チューブ）を同心状または入れ子状に配置した単独肢回路機構を含むことができ、外側通路またはチューブが呼気路を提供し、内側通路またはチューブが吸気路を提供する、あるいは内側通路またはチューブが呼気路を提供し、外側通路またはチューブが吸気路を提供する。例示の単肢機構は２０１０年６月２１日に提出された米国特許出願第１２／８１９，９５９号に記載されており、引用によりその内容を本願に組み込む。

いくつかの実施形態では、単独の機構またはシステムは、患者気道、吸気肢機構、呼気肢機構、再呼吸回路内の流を調整する、あるいは陰圧を調節するために使用することができる。図８は、上記機能を実行するために使用可能な胸腔内圧調節（ＩＰＲ）ブロワ機構８００の１例を示す。場合によっては、ブロワ機構８００は遠心ブロワとして設けられる。ブロワ機構８００は圧力生成器または変調器として動作し、患者と換気装置（たとえば、麻酔機械、機械的人工呼吸器、バッグバルブマスクなど）との間で制御された圧力を生成するように使用することができる。場合によっては、ブロワ機構８００によって提供される圧力はΔＰと称することができる。ブロワ機構８００は、マスク、チューブ、または類似の装置を用いて患者の気道または口と流体連通すると、設定されたまたは所望の圧力が達成されるまで空気またはガスを患者の肺から引き出すように動作する。肺内の圧力がブロワ圧に達すると、ブロワ機構８００は平衡状態になり、正味流はゼロとなり、安定状態の圧力が達成される。したがって、ブロワ機構８００に装着される患者はブロワ圧ΔＰを超える圧力で息を吸うことができる。続いて、呼気が開始されると、再び平衡状態が達成されるまで、患者の肺反跳とＩＰＲブロワ機構８００の圧力により息が吐き出される。いくつかの例では、ブロワ機構８００は呼気を助け、ＩＰＲだけでなく呼気向上からの恩恵を受ける患者に使用することができる（たとえば、喘息、ＣＯＰＤなど）。このように、ブロワ機構の動作は、ブロワ機構８００の圧力調節作用の結果、閾値圧が達成されるまで呼吸システムからガスを除去することができる。本図に示すように、ブロワ機構は患者８１０と換気源または装置８２０との間に接続される。したがって、ブロワ機構８００の動作または患者８１０の活動は人工呼吸器または麻酔機械８２０の挙動を不当に妨害しない。したがって、ブロワ機構８００は、挿管工程中、自発呼吸している患者と、または任意の換気プラットフォームと共に近接して使用することができる。本図に示すように、患者接続部８０５はマスク、気道チューブ、気管チューブなどを含むことができる。ブロワ機構８００の動作中、患者はブロワ機構８００を通じて自発的に呼吸することができる。

図８に示すように、動作中、ブロワ機構８００は、矢印Ａで示されるようにガスを患者からたとえば制御された圧力で引き出すように動作する。ここで、ブロワ機構８００の出力は換気装置接続部８１５の方に、または換気装置接続部８１５を通って方向付けられる。ブロワ機構は、たとえば回転遠心ブロワの結果として圧力差ΔＰを生成するように構成することができる。場合によっては、ブロワの速度が圧力差レベルを決定する。場合によっては、圧力差は、たとえば０ｃｍＨ_２Ｏ〜−２０ｃｍＨ_２Ｏの範囲で調節可能である。矢印Ｂで示されるように、陰圧が患者の気道で生成される。矢印Ａの圧力と矢印Ｂの圧力が平衡であるとき、ブロワ機構８００を通る正味流はゼロである。換気源８２０によって提供される陽圧呼吸は、患者に呼吸を送達するためにはブロワ圧を超えるだけでよい。このように、ブロワ機構８００は圧力弁と陰圧源の両方として動作する。

動作時、ブロワ機構８００によってガスを二方向に移動させることができる。たとえば、換気源からの陽圧は矢印Ｃで示されるようにガスをブロワ機構８００を通って患者の方に移動させ、患者からの呼気ガスを矢印Ｄで示されるようにブロワ機構８００を通って換気システムの方に移動させることができる。ブロワ機構８００は、たとえば遠心ブロワを用いて矢印Ｅで示されるようにガスを患者側から人工呼吸器側へ移動させることもできる。したがって、換気機構８２０は、たとえば呼気相中、呼気の流出に対抗してガスを患者の方に送り込むことができる。吸入中、それは自発呼吸患者の呼吸、または麻酔機械、人工呼吸器、またはバッグバルブマスクによって提供される陽圧呼吸を含むことができ、換気機構８２０はガスをタービン内へ送り込みタービンによって提供される圧力を圧倒し、正味流のガスをブロワ機構８００を通じて患者内に送るように動作することができる。

これに関連して、ブロワ機構８００は圧力生成タービンまたは圧力源アセンブリとして動作することができる。たとえば、ブロワ機構８００は患者に陰胸腔内圧を生成することができ、人工呼吸器源８２０から患者への正の換気を送達する導管も提供する。場合によっては、ブロワ機構８００は可変トルクファンアセンブリを含む。場合によっては、人工呼吸器からのガスがブロワ機構８００を通ってブロワ自体の流方向と反対に患者に向かって流れる際、ブロワ機構は動作し続ける。たとえば、ブロワ機構８００のタービンファンは、さもなければ患者から人工呼吸器へのガスの正味流を提供するはずの方向に回転し続けることができる。しかしながら、人工呼吸器からの圧力のため、ブロワ機構をわたる正味流は患者から遠ざかる代わりに患者へと向かう。このように、ブロワ機構８００は圧力源として動作すると考えることができ、たとえば人工呼吸器の動作によって、ブロワ機構を通って患者に向かう逆流方向にガスを移動させるようにその圧力源を圧倒することができる。

したがって、いくつかの実施形態によると、ブロワ機構８００のタービンファンの動作は、ガスを特定のΔＰで患者から取り出し遠ざける役割を果たす。しかしながら、ブロワ機構８００がΔＰを送達している間、胸腔内圧はインピーダンス閾値装置（たとえば、米国特許第５，５５１，４２０号；５，６９２，４９８号；５，７３０，１２２号；６，０６２，２１９号；６，１５５，２５７号；６，２２４，５６２号；６，２３４，９１６号；６，５２６，９７３号；６，６０４，５２３号；６，７７６，１５６号；６，９８６，３４９号；７，１９５，０１２号；７，２０４，２５１号に開示されるようなＩＴＤ、それらは引用により本願に組み込む）、あるいは人工呼吸器によって提供される陽圧に応答するブロワ自体の動作などのその他の要因によって調節することができる。通常、タービンは特徴的な速度で動作し、ブロワ圧ΔＰは速度にほぼ比例する。いくつかの例では、ブロワ機構８００は連続的に可変な圧力源を提供し、ファン速度の増加に応じてΔＰが増大する。一定速度で維持されれば、ブロワ機構８００は一定のΔＰを提供することができる。

いくつかの態様では、ブロワ機構の動作は患者の呼気に余分の弾力性を提供し、治療の実行中ずっと連続的に運転するように構成することができる。図８に示すようなブロワ機構は移動可能であり、汎用性を有する。たとえば、ブロワ機構は麻酔機械、機械的人工呼吸器、バッグバルブマスクなどに組み込むことができる。

いくつかの例では、ブロワ機構はモータとタービンを含むことができ、タービンはモータから独立している。たとえば、気密シールをモータとタービンとの間に配置することができ、磁気クラッチを使用してタービンとモータを動作可能に連結することができる。関連して、タービンは、モータアセンブリに連結され、特定患者に対して使用され、その後廃棄される使い捨てアイテムとして単独患者用構造に設けることができる。いくつかの構造では、ブロワ機構は、患者と人工呼吸器などの呼吸システムとの間に連結可能な遠心ファンを提供する。いくつかの例では、図８のブロワ機構８００、図９のブロワ機構９４０、図１０Ａのブロワ機構１０００ａ、図１０Ｂのブロワ機構１０００ｂ、または図１１のブロワ機構１１００などの肢流制御アセンブリは、別個のモータおよびタービン機構を含むことができる。たとえば、ブロワ機構は、相互に気密に封止されるモータ機構とタービン機構を含むことができる。モータ機構は磁気または機械クラッチ機構を介してタービン機構に装着することができる。いくつかの例では、モータ機構とタービン機構はたとえばタービン軸受けを通じて共通ガス路を共有しない。いくつかの例では、タービン機構は単独患者用装置として提供および使用することができる。これに関連して、モータ機構は固定装置として提供および使用することができる。例示の脱着可能な陰圧タービン機構を図２０を参照してさらに説明する。

ブロワ機構８００が患者に接続されると、換気装置がない場合、ブロワ機構８００の動作は胸腔内圧をΔＰのレベルまで低下させることによって安定状態を提供することができる。たとえば患者がファンをわたる逆流方向にブロワ機構を通って空気を肺に引き込むように作用する自発的吸気呼吸を行う場合、患者はブロワによって提供されるΔＰ（たとえば、−１０ｃｍＨ_２Ｏ）に対抗して有効に機能している。呼気後、胸腔内圧はΔＰに戻る。

人工呼吸器によって提供される陽圧とブロワによって提供される陰圧に加えて、弾性力または反跳により患者から生成される圧力を検討することも有益である。
吸入中、肺と胸郭内の圧力は、マスクまたは気管チューブ内に存在する圧力よりも比較的低い。したがって、ガスはマスクまたはチューブ（高圧）から肺（低圧）へ流れ込む。圧力差は、任意で人工呼吸器またはブロワ、またはその両方と組み合わされる患者の横隔膜の作用によることがある。

逆に、呼気中、肺と胸郭内の圧力は、マスクまたは気管チューブ内に存在する圧力よりも比較的高い。したがって、ガスは肺（高圧）からマスクまたはチューブ（低圧）に流れ込む。圧力差は、任意で人工呼吸器またはブロワ、またはその両方と組み合わされる患者の肺の弾性反跳または反動によることがある。

１例として、所与の速度で動作するタービンファンは１０ｃｍＨ_２Ｏの圧力を生成することによって、１０ｃｍＨ_２Ｏの圧力で患者からガスを引き出すことができる。ガスを患者に送る人工呼吸器から陽圧呼吸を提供する際、呼気中、吐出されたガスはブロワ機構を通って患者から外に流れる。患者の肺内の圧力とブロワ機構によって提供される圧力が等しいとき、ブロワ機構を通る正味流はゼロである。

これらの技術は、患者が自発呼吸している場合など、様々な状況で提供することができる。任意で、これらの技術はバッグマスクバルブ治療、麻酔治療、または機械的人工呼吸器治療と併せて利用することができる。

引き続き図８を参照すると、矢印Ｂは患者の肺で生成される陰圧を表し、矢印Ａはブロワ圧ΔＰを表す。これらの圧力が等しくなると（たとえば、患者の肺の陰圧がブロワからの引力と等しくなる）、ブロワを通る正味流がゼロになる。この状況では、圧力源として動作するブロワファンはまだ回転している。しかしながら、１方向から多方向に流れる大量の流または正味流は存在しない。

場合によっては、機械的人工呼吸器は、ブロワ機構を通って逆流方向（たとえば、ブロワ背圧）にガスを送る容量装置（たとえば、５００ｍｌのガス量を投与）とみなすことができる。人工呼吸器は５または１０ｃｍＨ_２Ｏ、あるいは指定のＩＰＲ環境で運転するタービンによって生成されるいかなるΔＰに対しても押し返しているだけなので、このような背圧に対する換気は容易に実行することができる。空気力学的に言えば、このようなタービンを介する還流を流す際、タービンはガスを意図する方向へ前方に有効に推進するものではないためにわずかに失速させることができる。

本願の他の場所で指摘するように、ブロワ機構は連続的な可変速度で動作することができる。これに関連して、ゼロのΔＰを提供するようにブロワをオフにし、たとえば５ｃｍＨ_２Ｏを提供するように選択された速度でブロワをオンにすることができる。この例では、人工呼吸器は、ガスを患者の肺に引き込むために対向する５ｃｍＨ_２Ｏの増分圧力を生成する必要がある。したがって、呼気弁を開放すると、患者は追加の５ｃｍＨ_２Ｏのエネルギーで息を吐く。

いくつかの実施形態によると、患者流を測定するように、流トランスデューサとしてブロワの入口と出口との間の圧力差を利用することができる。
図８Ａは、（たとえば、図８に示す）ブロワ機構を有するが（たとえば、図１に示すように）別個の閾値弁を含まない治療システムによって提供される例示の圧力曲線を示す。本図に示すように、ブロワ機構は連続的に動作する。人工呼吸器によって提供される陽圧呼吸は胸腔内圧を増大させ、いったん陽圧呼吸が停止すると、ブロワ機構の動作が胸腔内圧を低減させる。

最低気道内圧時、タービンをわたる正味流はゼロである。たとえば、ブロワが十分に回転して１０ｃｍＨ_２Ｏを生成し、患者気道内圧が−１０ｃｍＨ_２Ｏである場合、タービンをわたる正味流はゼロである。吸気中、ガスは、人工呼吸器またはベローズから逆流方向にタービンをわたって患者の肺へと流れ込む。呼息後、ガスは患者の肺から外へ流れ出す。主に、患者の気道を出入りするガスの量は、患者の気道と直列なタービンブレードを移動する。いくつかの例では、圧力曲線は正弦波ではなく、下方に指数関数的に減速していく流を表し、呼息／呼気で、人工呼吸器の機械的呼気相における呼気弁の開放時の急速または高速初期呼気に対応する。

初期陽圧曲線は、タービンブレードをわたる逆行流を生成するバッグバルブマスクの圧縮にも対応する。吸気圧曲線または波形の形状（たとえば、正弦波）は印加される圧迫の特徴を反映する。たとえば、バッグは急速にまたは段階的に圧縮させ、急速にまたは段階的に解放させることができる。バッグの解放後、吸気流は減速する。バッグの圧縮が解放されると、バッグによって提供される圧力はどこかの時点でブロワ機構によって提供される対抗圧力を超えなくなる（たとえば、バッグ圧力がタービンΔＰを下回る）。この時点で、ブロワ機構は解放に切り替わる弁として動作することによって、正味流のガスを呼気として通過させる。したがって、バッグの解放後、ガス流はシステムを出て圧力曲線に示されるような陰圧を提供する。呼気弁が実際に開放される際にタービンがこのように作用すると、前記ガスは高速流で患者を出ることができる。呼気は、遠心ブロワと直列な患者の正常な受動呼気の結合作用によるものである可能性がある。したがって、グラフまたは波形曲線は当初下方にスパイク波を示した後、上方へ指数関数的に減衰する可能性がある。よって、当初バッグは吸気源として動作することによってガスを患者へ送り込み、その後、バッグが再び充填されながらガス流は患者から排出される。呼気時、患者の柔軟性とタービンの動作のためにガスは患者の肺を出る。

したがって、図１Ａおよび図８Ｂを参照すると、呼気相中、特定のプロファイルまたは曲線に係る胸腔内圧は、圧力の大きさおよび／または時間によって特徴付けることができると分かる。いくつかの実施形態では、システムおよび方法は、いくらかの期間、低い胸腔内圧を患者に提供する。たとえば、該技術は、換気速度または呼吸速度に基づく期間（たとえば、呼息期間の２５％〜１００％）、患者に低い胸腔内圧を提供することを含むことができる。したがって、低胸腔内圧の期間は呼気相の期間に依存する可能性がある。標準的な吸気：呼気比は約１：２〜約１：４であり、健康な成人の安静中の平均呼吸速度は１分間に約１０〜２０回である。乳幼児や児童の呼吸速度は通常それより速い（たとえば、１分間に最大３５呼吸）。したがって、成人の場合、比較的短い呼気相は約２秒、比較的長い呼気相は約４．８秒となる可能性がある。低胸腔内圧が呼息期間の約２５％である場合、その期間は約０．５〜約１．２秒である可能性がある。低胸腔内圧が呼息期間の約１００％である場合、その期間は約２〜約４．８秒である可能性がある。いくつかの例では、低胸腔内圧は約０．５〜約４．８秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約０．８〜約４．５秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．１〜約４．２秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．４〜約３．９秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．７〜約３．６秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約２．０〜約３．３秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約２．３〜約３．０秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．０〜約４．０秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約２．０〜約３．０秒間継続させることができる。場合によっては、低胸腔内圧は約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−１５ｃｍＨ_２Ｏの値を取ることができる。関連して、実施形態は、吸気相中に患者の気道に陽圧呼吸を送達する手段と、吸気相および呼気相中に患者の気道に陰圧を送達する手段とを含む治療を患者に提供するシステムおよび方法を包含し、陰圧の期間は換気速度または呼吸速度に基づいている（たとえば、呼息期間の２５％〜１００％）。いくつかの例では、低胸腔内圧は約０．５〜約４．８秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約０．８〜約４．５秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．１〜約４．２秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．４〜約３．９秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．７〜約３．６秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約２．０〜約３．３秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約２．３〜約３．０秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約１．０〜約４．０秒間継続させることができる。いくつかの例では、低胸腔内圧は約２．０〜約３．０秒間継続させることができる。場合によっては、低胸腔内圧は約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−１５ｃｍＨ_２Ｏの値を取ることができる。

単独機構アプローチは蘇生器で使用することもできる。たとえば、図９は、吸気口９２０（たとえば、空気と酸素用）とワイ９３０とを有する自動補充蘇生器バッグ／弁機構９１０を備えた治療システム９００を示す。動作時、ガスはバッグ吸気口９２０、バッグ９１０、ワイ９３０、ブロワ機構９４０を通じて患者へ移動される。さらにガスは、患者からブロワ機構９４０、ワイ９３０、出口９５０を通じて移動する。本図に示すように、ブロワ機構９４０は制御ボックスと充電可能なバッテリアセンブリ９４４と連結されるブロワ／フィルタモジュール９４２を含むことができる。このような実施形態は、緊急医療サービス（ＥＭＳ）職員による使用、または患者が病院外の急性診療から恩恵を得る状況での使用に適する。任意で、上記実施形態は病院環境でも使用することができる。

いくつかの実施形態では、システム９００はマスクまたはチューブ９６０などの患者インタフェースを含む。バッグ９１０を圧縮することで、ブロワ９４０をわたる空気は矢印Ａで示す方向にマスク９６０を通って患者へと送り込むことができる。バッグ９１０の圧縮解放後、ガスは患者の肺からマスク９６０を通り、矢印Ｂで示す方向にブロワをわたりワイ９３０を通って、安定状態がブロワと患者間で達成されるまで現在開放されている呼気弁９５０から流れ出す。いくつかの実施形態では、ブロワ機構９４０は継続的に動作することによって、バッグ９１０が圧搾と解放を繰り返す間、ΔＰを提供する。患者の肺内の圧力がファンによって生成されるΔＰと等しい期間、ブロワをわたる正味流は存在しない。いくつかの実施形態によると、タービンによって生成されるＩＰＲ圧力と患者の胸内の陰圧が等しいとき、流はゼロになる（たとえば、流入も流出もない）。言い換えると、タービンは回転するが、ガスの移動作用は伴わない。遠心ブロワは一定流ポンプとは異なり、圧力生成装置とみなすことができる。等しい対抗圧力が存在すると、ブロワは動作圧力を増大させない。したがって、流が停止する。よって、名目速度でのファン回転により名目圧力が生成され、その圧力を（たとえば、バッグの圧縮によって）超過すると、逆行流でファンを通り、ブロワをわたって患者までガスを押し戻すことができる。バッグに加えられた圧迫が解放される（あるいは、その他の方法で陽圧呼吸の送達が停止または低減される）と、呼気ガスはファンから提供される圧力に加え、胸の弾力性からの患者反跳に呼応して流れ出し、外方向への総駆動圧を生成する。

いくつかの実施形態では、システムは、たとえば所望のファン速度を決定するために、モニタリングとフィードバック（たとえば、ファンを通る気道内圧または流レベル）に基づき動作することのできるコントローラ９４４を含むことができる。したがって、コントローラ９４４は吸気中にファン速度を低減し、呼気中にファン速度を上昇させる指示を提供することができる。上記技術は様々な圧力プロファイルのいずれも提供するために使用することができるため、たとえば、治療過程全体またはその一部を通じて、任意で人工呼吸器の動作および／または患者の呼吸と協調させて所望期間、所望レベルまで圧力を増減させることができる。場合によっては、上記技術は、ブロワによって生成され得る圧力を始動、停止、あるいはその他の形で調整することを含む。ブロワは、治療システム全体にわたる様々な場所からのモニタリングまたはフィードバック情報に基づき動作させることができる。場合によっては、治療システムまたはブロワ機構は、ブロワ全体のΔＰを検出または測定する圧力センサを含むことができる。上記センサはブロワ全体あるいは治療システム全体のその他の位置における流またはその他のパラメータを評価するために使用することができる。

図１０Ａおよび１０Ｂに示すように、ブロワ機構は麻酔または人工呼吸器接続部を通じた挿管から使用することができる。図１０Ａは、自動補充蘇生器バッグ／弁装置１０１０ａと患者との間に連結されるブロワ機構１０００ａを示す。図１０Ｂは、麻酔機械または人工呼吸器１０１０ｂと患者との間に連結されるブロワ機構１０００ｂを示す。このようなシステムは緊急および病院環境での使用に適する。たとえば、病院は集中治療室で重病患者を受け入れることがある。患者は、任意で様々な他の共存症を発症し呼吸器障害の境界線上で数日間、食物または栄養物なしでいる場合がある。医師または集中治療専門医は患者に挿管したいと考えるかもしれない。しかしながら、患者に挿管するため、患者を麻痺または鎮静させる薬物を投与する必要があり、このような薬剤が血圧低下や循環低下を招き患者の危険な状態をさらに脅かす可能性がある。こうした臨床上のシナリオの１例が麻酔治療の迅速導入前後であり、図１０Ｂに示す装置は臨床上の価値を有する。

これらの例および類似の例では、（たとえば、バッグバルブマスクシステムで）患者を換気する、たとえば患者が自発呼吸しているときに向上または増加された酸素レベルを患者に提供する、あるいは事前酸素供給治療を患者に提供することによって循環を向上または強化させるように、本発明の実施形態による胸腔内圧療法を患者に提供することができる。このように、医師または集中治療専門医は、鎮静剤の投与前にＩＰＲ療法を予め患者に施すことによって、患者を薬物およびその後の挿管に順応させることができる。

いったん患者に挿管されたら、本発明の実施形態は患者の循環をサポートするようにＩＰＲ療法を送達するために使用することができる。したがって、患者の気道と連結される単独のブロワ機構（図１０Ａの１０００ａ、図１０Ｂの１０００ｂ）は、バッグ（図１０Ａに示す）または麻酔機械または人工呼吸器（図１０Ｂに示す）と共に使用することができる。あるいは、ブロワ機構の携帯性と汎用性のため、集中治療専門医または医師によって所望されるように、単純にブロワ機構を所望の陽圧適用装置と分離および接続することによって（たとえば、陽圧システムと関連付けられるワイピースとブロワとを接続することによって）バッグ、人工呼吸器、または麻酔システムを用いて患者を治療することができる。したがって、ブロワ機構は、所望に応じて患者にＩＰＲを提供できる機能を保持しつつ、患者をある装置から別の装置へ自由に移動させることができる。

患者がバッグから分離され人工呼吸器に接続されると、人工呼吸器は吸気中にブロワ機構を通じてガスを押し戻すように動作して、バッグによって予め提供されていたＩＰＲ療法を継続することができる。呼気中、呼気ガス流は、圧力がブロワ機構によって提供される圧力と等しくなるまでブロワを通じて患者の外に排出されるが、この場合、流はゼロになる。このように、ブロワ機構は、患者がバッグ、麻酔機械、または人工呼吸器のいずれの治療を受けているかにかかわらず、患者の呼気動作を助けることができる。

図１１は、患者に連結され、任意で補給酸素源１１１０と組み合わされるブロワ機構１１００を示す。本実施形態によると、患者が吸気を受け取る、吸気を取り込む、または自発的に呼吸するとき、補給酸素を得ることができるようにブロアと患者との間に補給酸素を供給することによって、患者に補給酸素を送達ることができる。

場合によっては、機械的死腔がタービン内に存在する場合がある。タービンと患者との間に酸素を供給することによって、死腔に存在するガスによって希釈されることなく、迅速かつ効率的に酸素を患者に送達することができる（たとえば、酸素が最初にブロワに入る場合、患者に到達する前に、吸気中、患者は酸素の豊富な空気を肺で受け取る前にブロワに含有されたガスを受け取ることになる）。本図に示すように、最初に酸素は直接患者の肺に投与され、次いで外へ引き戻されてタービンを通る。図１１に示す補給酸素流の構造は、タービン内に存在し得る二酸化炭素を流し去る作用も提供する。再度、いったん所望の胸腔内圧が患者の肺で達成されれば、ブロワ機構を通る正味流はゼロとなる。正味流がゼロではなく、タービンに二酸化炭素が存在する場合、補給酸素源によって提供される名目量のフラッシュ流はタービンから二酸化炭素を払底するように動作することができる。場合によっては、補給酸素には少量の偏向流が提供されて、タービン内に存在し得る死腔を排除することができる。さらに、このような偏向流は、二酸化炭素または吐出ガスがブロアを通って排出され、患者から遠ざけられるのを推進することができる。したがって、次の吸気が発生すると、フレッシュガスが患者に送達される。

図１２は、本発明の実施形態に係る陰圧逃がし弁装置１２００の概略図である。場合によっては、弁装置１２００は窒息防止弁と称することができる。弁装置の動作は、回路内のガスを吸引または大気中へ排出しつつ、回路全体内の圧力を低減させることのできる、麻酔機械の排気手段接続部に配置された陰圧装置の使用を含むことができる。したがって、吸引装置または源を麻酔機械の出口または麻酔機械の排気手段接続部と接続することによって、回路圧力を閾値圧まで低下させることができる。これは逃がし弁の動作と併せて実行することができる。

弁装置１２００は、容器１２２０が過剰に満杯になるのを防ぐように動作する陽圧逃がし弁１２１０を含むことができ、この場合、容器１２２０が不所望の背圧を生成することがある。陰圧逃がし弁１２３０は、回路内に過剰な吸引力が蓄積するのを防止するように動作することができる。いくつかの実施形態によると、排気手段１２２０は麻酔呼吸システムからの溢流を除去するように動作する。通常、フレッシュガスは、患者の摂取や漏れのわずかな影響がない場合に絶えず流れ込み続け、最終的に呼吸システムを出る。排気手段または掃気手段１２２０は病院吸引システムへのガスを除去するように動作する。掃気手段には通常、掃気システム内の過大圧力および過少圧力を解放する弁が設けられる。これにより、図１２に示すように、逆流または吸引力が循環に導入されることが防止される。いくつかの実施形態によると、麻酔呼吸システムにＩＰＲを導入する技術の一環として、陰圧を麻酔呼吸システムの掃気ポートで導入することができる。上記実施形態は排気手段において＋／−安全逃がし弁をバイパスすることを含むことができる。これに関連して、陰圧逃がし弁を安全機構として設けることができる。

図１３は、本発明の実施形態に係る治療または麻酔システム１３００の態様を示す。この概略図はベローズ駆動人工呼吸器の特定の構造上および機能上の特徴も示す。麻酔システム１３００は真空引き機構１３１０を含むことができる。いくつかの例では、機構１３１０は図１の呼気肢流制御アセンブリ４０と同様に動作する。関連して、いくつかの例では、機構１３１０はタービン、ポンプ、ブロワなどを含むことができる。機構１３１０は一定速度または可変速度で動作するように構成することができる。いくつかの例では、真空機構１３１０は真空源（たとえば、壁真空源）への接続を設けることができる。ガス駆動システムでは、真空引き機構１３１０の動作で患者真空を生成することができる。システム１３００は窒息防止弁機構１３２０または陰圧逃がし弁も含むことができる。ここに示すように、麻酔システムは、空気圧式気道内圧限定（ＡＰＬ）弁１３３０を備えた循環システム呼吸回路を採用する。いくつかの例では、ＡＰＬ弁１３３０は調節可能なポップオフ弁として動作する。ＡＰＬ弁１３３０はバネ式弁であってもよい。上昇ベローズ１３４０は吸入の最後の下降位置で図示されている。システム１３００は、患者に提供されるガス流を手動で操作するように使用可能な呼吸バッグ装置１３５０も含む。たとえば、オペレータは呼吸バッグ１３５０を潰す、または圧縮することによって、ガスを回路に導入する、あるいは患者の呼吸を生成することができる。呼吸バッグ１３５０の解放後、患者のガスが循環して、最終的にバッグ１３５０を満たす。このように、バッグ１３５０は呼吸システムに存在する圧力によって満たされる。いくつかの実施形態によると、呼吸バッグ１３５０は常に部分的に膨張し、部分的に弛緩している。フレッシュガスは流量計１３６０によって提供することができる。システム１３００は自動／手動弁１３７０（ここでは手動位置に示される）も含み、該弁を通じて呼気ガスが移動することができる。弁１３７０を時計方向に９０度（たとえば、自動位置に）回転させることによって、ベローズアセンブリ１３４０と呼吸回路１３８０との間の接続を提供することができる。よって、弁１３７０が自動位置にあるとき、呼吸バッグ１３５０は呼吸回路１３８０から閉鎖される。

図１４は、本発明の実施形態に係るガス駆動人工呼吸器システム１４００の態様を示す。治療システム１４００は第１の弁１４０１、第２の弁１４０２、第１の弁と第２の弁の間を流体連通させる接続チューブ１４０３、チューブ１４０４、スピルオーバ弁出口１４０５、陰圧逃がし弁１４０６、真空システム接続部１４０７、座部１４０８、スピルオーバ弁１４０９、ベローズ本体またはスピルオーバ弁本体１４１０、チューブ１４１１、ベローズ１４１２、チャンバ１４１３、真空生成器１４１４、大気への出口１４１５、チューブ端１４１６を含む。動作時、ガス駆動人工呼吸器は駆動ガスと呼吸ガスとの間のインタフェースを提供することができる。場合によっては、本願に記載の技術を使用して、能動的呼気制御を有する麻酔システムを提供することができる。

図１４では、ベローズ１４１２は吸入末期に発生する最下位置で示されている。吸入を生成するため、弁１４０１が開放され、弁１４０２が閉鎖される。その後、ガスは高圧でチューブ１４０４から弁１４０１を通り、接続チューブ１４０３を介してチャンバ１４１３に入る。この駆動ガスによりベローズ１４１２が下方に駆動されスピルオーバ弁１４０９が閉鎖することによって、座部１４０８がチューブ端１４１６を密閉して循環を分離する。ベローズ１４１２の収縮とスピルオーバ弁１４０９の閉鎖作用の結果、換気ガスはチューブ１４１１を通過して循環システムへと至る。

呼気相の一部として、弁１４０１が閉鎖され、弁１４０２が開放され、真空生成器１４１４が始動される。このようにして、能動呼気を達成することができる。真空生成器アセンブリ１４１４はピストンポンプ、遠心配向ブロワ、再生ブロワ、「ルーツ」型ブロワ、タービン、ベンチュリなどを含むことができる。弁１４０１を閉鎖し、真空生成器アセンブリ１４１４をオンにする動作によって、横隔膜１４１２が上昇して患者の呼気からの受動流を加速し能動呼気を生成する。

図１５は、本発明の実施形態に係る麻酔または治療システム１５００の態様を示す。治療システム１５００は真空引き機構１５１０と窒息防止弁機構１５２０を含むことができる。患者回路は麻酔機械の吸気弁１５３０と呼気弁１５４０を接続する。２つの可撓波形チューブ１５３２、１５４２とワイピース１５５０から成る使い捨てセットは、たとえば気管チューブまたはマスクを介して患者への接続を提供することができる。

図１６は麻酔機械１６００の態様を示す。本図に示すように、麻酔機械１６００はフレッシュガス流１６１０、吸気肢１６２０、呼気肢１６３０、駆動ガスＯ_２アセンブリ１６４０、通気孔アセンブリ１６５０、吐出空気を病院真空へと導く掃気手段通路１６６０、駆動ベローズ１６７０、ＣＯ_２機構１６８０を含む。麻酔機械１６００は患者１６９０の治療に使用することができる。ベローズ１６７０は、通常使用時に大気圧で閉鎖して、掃気手段が陰圧に引き寄せられるのを防止するスピルオーバ弁１６７２を含むことができる。

図１７は、本発明の実施形態に係る麻酔および能動呼気システム１７００の態様を示す。システム１７００は、フレッシュガス流機構１７１０、吸気肢アセンブリ１７２０、呼気肢アセンブリ１７３０、駆動ガスＯ_２アセンブリ１７４０、真空源アセンブリ１７５０、放出された空気を病院真空に導く掃気手段通路アセンブリ１７６０、駆動ベローズアセンブリ１７７０、ＣＯ_２機構１７８０を含む。麻酔機械１７００は患者Ｐの治療に使用することができる。図示されるように、システム１７００は、吸気肢アセンブリ１７２０、呼気肢アセンブリ１７３０、ＣＯ_２機構１７８０、システム１７００と患者Ｐとの間の流体連通を提供するワイまたは「Ｔ」通路１７９０を含む循環回路を提供する。吸気肢アセンブリ１７２０は吸気逆止弁１７２２を含み、呼気肢アセンブリ１７３０は呼気逆止弁１７３２を含む。使用時、真空源アセンブリ１７５０はベローズアセンブリ１７７０を介して駆動ガスの圧力を低下させることによってスピルオーバ弁を開放位置に保持するように動作する。このように、システム１７００は胸腔内圧調節療法のための能動呼気を患者に提供することができる。

図１８および１９は例示の麻酔システムの態様を示す。図１８に示すように、麻酔システムは、オペレータがバッグと人工呼吸器との間で前後に切り換えることを可能にする用手換気または空気弁を含むことができる。図１９に示すように、ガスは壁供給またはタンクによって供給することができる。供給されるガスはＯ_２、Ｎ_２、Ｎ_２Ｏ、Ｈｅ、または空気などの医療的に認可されたガスを含むことができる。人工呼吸器機構は、患者に提供される前にガスを混合するように動作するガスミキサも含むことができる。人工呼吸器は、呼吸速度（呼吸／分）、一回換気量（呼吸１回当たりの量）、Ｉ：Ｅ比（吸息時間：呼息時間比）、吸息時間（秒）、吸気休止（呼吸間の遅延）などの各種パラメータのいずれかに応じて患者に呼吸を提供するように構成することができる。気化器は、患者に投与するため呼吸回路に送達されるスープレン、ハロセイン、またはエンフルランなどの麻酔薬を気化するように動作することができる。

図２０は、本発明の実施形態に係る脱着可能な陰圧タービン機構の態様を示す。場合によっては、機構は、モータとタービンを連結する磁気クラッチを含むことができる。任意で、このような連結は、タービンをモータから有効に隔離することのできる障壁を通じて行うことができる。したがって、酸素、水分、またはその他のガスのモータアセンブリへの侵入に付随して起こり得る問題を低減または回避することができる。いくつかの例では、タービンは、機器の固定ピースとは異なり単独患者用製品とすることができる。したがって、上記実施形態は全体の管理コストを節減することができる。患者の気道内でモータ装置を使用する際、酸素安全を確保することが有益である。関連して、病原体を除去するため、モータ装置がフィルタで保護される、清掃可能である、または使い捨てであることが有益である。本発明の実施形態は使い捨て要素を備えた治療システムを包含する。たとえば、モータアセンブリおよびタービンアセンブリは、モータからタービンへ運動エネルギーを伝達するクラッチ機構を含むことができる。場合によっては、クラッチ機構は磁気クラッチまたは機械的連結機構を含むことができる。このように、使用済みブロワアセンブリをモータアセンブリから取り外し、新たなブロワアセンブリを搭載することができる。図２０に示すように、患者のガス路において、タービンと駆動モータアセンブリとの間に磁気または機械タービン接続を設けることができる。機械的インタフェースは気密性を有し、酸素安全である。タービンは消耗品であってもよい。

図２１は、患者の気道内の流を調整する、あるいは陰圧を調節するために使用可能な胸腔内圧調節（ＩＰＲ）ブロワ機構２１００の１例を示す。ここに示すように、ブロワまたは空気輸送手段は、たとえば患者接続部を介して患者気道と流体連通するように配置し、他の弁がない場合に気道内の流を調整する、あるいは陰圧を調節するように動作することができる。場合によっては、患者接続部はマスク、チューブ、またはマウスピースを含むことができる。ブロワ機構２１００は自発呼吸している人に使用することができる。ガスは空気輸送手段を通じて両方向（たとえば、患者から遠ざかる、患者に近づく）に流れることができる。場合によっては、ブロワ機構２１００は他のシステムに装着可能であるため、たとえば、患者と麻酔または換気機械に装着されるワイとの間、または患者と機械的換気で使用されるＢＶＭとの間に配置することができる。いくつかの実施形態によると、ブロワ機構２１００は、治療の実行中に患者気道と人工呼吸器（麻酔）プラットフォームとの間の流体連通を許容または提供することができる。いくつかの例では、ブロワ機構２１００は、本願に開示される呼吸プラットフォームのいくつか、たとえば麻酔、換気（たとえば、開回路）、用手換気、自発呼吸患者に使用することができる。ブロワ機構２１００は、図８に示すブロワ機構を参照して本願で説明したように機能し、圧力生成器または変調器として動作し、患者気道（たとえば、自発呼吸している患者）内または患者と換気装置（たとえば、麻酔機械、機械的人工呼吸器、バッグバルブマスクなど）との間で制御または調整された圧力を生成するのに使用することができる。場合によっては、ブロワ機構２１００によって提供される圧力はΔＰと称することができる。ブロワ機構２１００がマスク、チューブ、または類似の装置を介して患者の気道または口と流体連通しているとき、設定されたまたは所望の圧力が達成されるまで、ブロワ機構２１００は空気またはガスを患者の肺から引き出すように動作する。肺内の圧力がブロワ圧に達すると、ブロワ機構２１００は平衡状態になり、正味流がゼロとなって、安定状態の圧力が達成される。したがって、ブロワ機構２１００に装着された患者はブロワ圧ΔＰを超過する圧力で息を吸い込み引き入れることができる。続いて、呼気が開始されると、その呼吸は、再度平衡状態が達成されるまで患者の肺の反跳とＩＰＲブロワ機構２１００の圧力のために吐き出される。いくつかの例では、ブロワ機構２１００の動作は呼気を助け、ＩＰＲだけでなく呼気の向上からも恩恵を受ける患者（たとえば、喘息、ＣＯＰＤなど）において使用することができる。このように、ブロワ機構を動作させることで、ブロワ機構２１００の圧力調節作用の結果として閾値圧が達成されるまで、呼吸システムからガスを除去することができる。いくつかの例では、ブロワ機構２１００は、たとえば自発呼吸患者で、挿管過程で、または任意の換気プラットフォームで連続的に使用することができる。ブロワ機構２１００の動作中、患者はブロワ機構２１００を通じて自発的に呼吸することができる。

いくつかの実施形態によると、ガス輸送手段またはブロワ機構は、麻酔機械のガス流を変更する、あるいはフレッシュガス流（ＦＧＦ）を変更することなく麻酔機械上のＩＴＤと併せて使用することができる。ガス輸送手段またはブロワ機構は、量のモニタリング、送達濃度、またはフレッシュガスの消費量に影響を及ぼさずに使用することができる。いくつかの例では、ガス輸送手段またはブロワ機構は患者気道内圧モニタリングに影響を及ぼすことができる。いくつかの実施形態によると、患者気道内圧は、気道内圧曲線のあらゆる点で、ガス輸送手段またはブロワ機構圧力の設定によって低下させることができる。場合によっては、ガス輸送手段またはブロワ機構は吸気中に背圧を生成することができる。

本願に記載される流制御アセンブリの動作または制御は、各種送信機器から取得される情報に基づくことができる。たとえば、流制御アセンブリの動作は、麻酔機械または人工呼吸器に設置される１つまたはそれ以上の流センサまたは圧力センサから取得される、あるいは該センサから送信される情報または信号に基づくことができる。図３および４は、ＩＰＲ閾値弁およびＩＰＲポンプが採り得る様々な位置を示す。本願に開示されるシステムおよび方法は、このような位置に配置される１つまたはそれ以上の流センサまたは圧力センサを含むことができると理解される。

図２２は、本発明の実施形態に係る、個人に呼吸器治療を提供する治療システムの態様を示す。ここに示すように、該システムは、呼気回路とそれに連結されるＩＰＲタービン、吸気回路とそれに連結されるＩＰＲ閾値弁、ＩＰＲコントローラを含む。このようなシステムは麻酔機械や人工呼吸器などに装着する、あるいはその一部とすることができる。いくつかの例では、システムは、個人の気道内圧を所望量、たとえば約０ｃｍＨ_２Ｏ〜約−１５ｃｍＨ_２Ｏの圧力に低下させるために用いることができる。場合によっては、圧力低下は陽圧換気（ＰＰＶ）後に達成させることができる。図２２は換気回路におけるＩＰＲシステムの使用を示す。ＩＰＲタービンは、たとえばＩＰＲコントローラ、ＩＰＲインピーダンス閾値弁、またはその両方を用いて、オペレータが決定できるレベルの胸腔内圧を生成する。

定期的圧力プロファイルまたは印加
いくつかの実施形態によると、陰圧は連続的、間欠的、または定期的に、患者気道内に印加または提供することができる。場合によっては、陽圧呼吸は常に挿間的陰圧パルス間で提供される。システムおよび方法は、患者の気道への定期的圧力パルスの印加を含むことができる。関連して、システムおよび方法は、患者の気道内での定期的圧力プロファイルの生成を含むことができる。たとえば、ブロワ機構は、患者接続機構を介して個人の気道に陰圧プロトコルを供給するように構成することができる。場合によっては、ブロワ機構は、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械の動作と併せて動作させることができる。場合によっては、ブロワ機構は、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械と連結することができる。任意で、陰圧プロトコルは陰圧の連続的印加を含むことができる。場合によっては、陰圧プロトコルは陰圧の間欠的印加を含むことができる。関連して、場合によっては、ブロワの動作は治療過程全体を通じて開始または停止させることができる。場合によっては、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械は、患者の気道に陽圧呼吸プロトコルを提供するように構成することができる。場合によっては、陰圧プロトコルは個人の気道への個々の陰圧パルスの間欠的印加を含むことができ、用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、または麻酔機械は、陰圧パルスと陽圧パルスが患者の気道に交互に供給されるように患者の気道に陽圧呼吸パルスを提供するように構成することができる。

動的システム最適化
いくつかの実施形態では、システムおよび方法は、患者の胸腔、呼吸器系、心臓系、これらの個人患者の系間の動的相互作用における共振周波数を利用する動的システム最適化を採用することができる。動的システム最適化は、身体への駆動信号または入力、たとえば胸の圧迫またはその他の入力信号に応答する患者の気道内圧などの少なくとも１つの生理学的パラメータ、あるいは脈拍数などの天然生理学的パラメータを測定することによって周波数領域内の患者の分析手段を提供する。２つの信号間の相互作用に基づき、該システムは患者の生理機能の時定数を算出し、それに応答して療法の適用を最適化することができる。動的システム最適化に基づく治療システムの調節は、臨床医に送られるメッセージ、自動的に治療介入を調節する自動制御フィードバック、またはその組み合わせの形をとることができる。動的システム最適化を使用して、測定された生理学的信号と本願に記載の方法および装置による循環の強化とに基づき心臓および／または脳の循環を最適化または向上させることができる。

主に、心停止の治療、長期の虚血時間後の臓器の再潅流、連続的または間欠的な陰胸腔内圧の維持のために設計される他の実施形態は、胸部圧迫の計画的休止（たとえば、スタッターＣＰＲ）が事後条件付けの過程で使用されるとき、毛細血管床を通じて血液を引き出す、および／または頭蓋内圧を低減させるために使用することができる。したがって、本発明の実施形態は心停止後の再潅流を向上させるシステムおよび方法を提供するものであり、その態様は、あらゆる目的のために引用により本願にその内容を組み込むＹａｎｎｏｐｏｕｌｏｓらの「ニトロプルシドナトリウム開始時のパルス制御−心肺蘇生向上による１５分間の未治療心室細動後の神経および心臓の回復の促進」Ｃｒｉｔ．Ｃａｒｅ Ｍｅｄ．２０１２年５月、４０（５）：１５６２〜９（２０１２）と、同じくあらゆる目的のために引用により本願に組み込む米国特許公報第２００７／０２７７８２６号、２０１２年７月２０日に提出された米国特許出願第１３／５５４，４５８号および１３／５５４，９８６号、米国特許第５，５５１，４２０号、５，６９２，４９８号、６，０６２，２１９号、６，５２６，９７３号、６，６０４，５２３号、６，９８６，３４９号、７，１９５，０１３号、７，２１０，４８０号に記載されている。心肺蘇生中の再還流障害を保護する計画的休止間、陰胸腔内圧を持続することは、血流を虚血臓器または身体に再導入する際に、長時間の虚血期間後の再還流障害と細胞死とをさらに低減する手段を提供する。

流制御システムおよび方法
図２３は、本発明の実施形態に係る、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を患者に提供する例示のシステムの態様を示す。ここに示すように、システム２３００は制御およびディスプレイ機構２３１０、再利用可能モータアセンブリ２３２０、使い捨てブロワ装置２３３０を含む。ブロワ装置は、本願の別の場所に記載されるような外部圧力源と流体連通するように任意で構成することのできる穴または通気孔２３３２を含む。ブロワ装置は、患者の気道との流体連通を提供するように構成される患者接続部ポート２３３４も含む。該システムは、コントローラ機構２３１０とブロワモータアセンブリ２３２０との間の接続を提供するケーブル２３５０と、コントローラ機構２３１０と患者センサ（図示せず）との間の接続を提供するケーブル２３６０も含む。

ディスプレイ機構２３１０は、ピーク吸気圧（ＰＩＰ）と陰呼気圧（ＮＥＰ）の視覚表示を提供するように構成される。上側波形は人工呼吸器（またはその他の外部陽圧源）内の気道内圧に対応し、下側波形は患者内の気道内圧に対応する。ここに示される上側波形と下側波形との間のオフセットは、人工呼吸器によって記録される気道内圧と実際の患者気道内圧との間のオフセットに対応する。したがって、流制御システム２３０５（たとえば、モータ２３２０とブロワ２３３０）は無弁圧力調節器として動作し、人工呼吸器にとって有効に目立たなくすることができる。いくつかの実施形態では、オフセットは「ＩＰＲ療法レベル」と称され、患者気道内圧の最低点を表す数値に相当させることができる。本図に示すように、システムは、対応する数値と共に患者近位および人工呼吸器圧力波形を表示することができる。

したがって、流制御アセンブリ２３０５の態様は、本発明の実施形態に係るコントローラまたは制御アセンブリと動作可能に関連付けることができる。患者センサ（図示せず）からの情報またはデータは、モータアセンブリ２３５０の動作を制御するためにコントローラ２３１０によって使用することができる。本願の別の場所で説明するように、流制御システム２３０５などのブロワシステムは、患者と用手または自動換気源との間を流体連通させる位置に配置することができる。ブロワ２３３０は、患者と外気または機械的換気接続部との間の目標圧力差を生成および調節するように制御することができる。

いくつかの例では、患者は通気孔２３３２を通じて、ブロワ２３３０によって生成されるインピーダンスに対抗して外気を呼吸し、胸郭内圧力を低減させることができる。ブロワ２３３０は、目標陰圧がブロワと制御機構で達成されるまでガスを抽出することによって呼気中の圧力を低減することもできる。

いくつかの実施形態によると、用手換気装置は通気孔２３３２と流体連通して配置することができる。例示の装置は用手蘇生器、用手人工呼吸器などを含む。用手換気装置はブロワに接続することができる。いくつかの例では、用手換気装置は用手蘇生器自体の構造に組み込まれるブロワを有することができる。

本願の他の場所に記載したように、流制御アセンブリ２３０５は、患者の気道に接続される無弁圧力調節器として動作することができる。関連して、流制御アセンブリ２３０５は、吸入：呼気呼吸周期中のいずれの時点でも、吸気および呼気中の往復ガス流を遮断または封鎖する物理的障壁または封止を生成することなく上記ガス流を提供することができる。

呼息中、流制御アセンブリ２３０５は、患者の気道内で調節された陰圧を生成するように制御することができる。呼息中、ガス流は患者から遠ざかる。
吸息中、人工呼吸器または用手蘇生器による圧力が流制御アセンブリ２３０５のブロワ圧を超えて、ガスがブロワを逆行して患者に向かう場合がある。吸気中、ブロワまたは流制御アセンブリ２３０５を圧倒するのに必要な追加圧力は、前回の呼気中の圧力の漸増的低下によって相殺することができる。

いくつかの実施形態によると、流制御アセンブリ２３０５によって生成される準大気圧（たとえば、患者気道内）は胸腔内ガス量を正味低減することができる。この低減された胸郭内のガス量によって、心臓に戻る追加の静脈血のための空間が生まれることで、脳および重要臓器での血液循環が向上する。

いくつかの実施形態によると、モータ装置２３２０用のコントローラシステム２３１０は、ブロワ２３３０と患者との間の患者の気道内圧をモニタリングする圧力センサを含む。このような圧力センサからの情報を使用してブロワ圧または流制御アセンブリ２３０５の動作を制御することができるため、装着される人工呼吸器または麻酔機械によって生成され得る少量の圧力と関係なく目標陰圧が達成される。

いくつかの実施形態によると、圧力センサは患者とブロワへの人工呼吸器接続部に配置して、装着される換気装置によって生成される圧力と患者の気道内の圧力をそれぞれモニタリングするために使用することができる。図２３に示すように、このような圧力情報は、制御ボックス２３１０に波形および数値情報として表示することができる。

本願の別の場所で説明するように、流制御アセンブリ２３０５と一連の呼吸を受け取る患者との相互作用の結果、患者のベースライン圧力を低減することができる。たとえば人工呼吸器によって送達される吸気呼吸は、ゼロを超えない吸気圧を招くことができる。にもかかわらず、ガスが交換され、継続して吸気は患者に送達され、呼気は患者の気道を離れる。患者の気道内圧ベースラインは流制御アセンブリ２３０５によって提供されるブロワ圧によって低減される。

図２４は、本発明の実施形態に係る流制御アセンブリ２４００の動作上の態様を示す。ここに示すように、インペラブレード２４０５は、たとえば患者気道からガスを能動的に抽出することによって患者気道からガスを除去するように動作する気流の力を提供する。同時に、通気孔２４１０は、吸入を介して（またはバッグ、人工呼吸器、麻酔機械などの陽圧源を介して）、ブロワ（たとえば、ブロワファンブレード２４０５とブロワハウジング２４１５の間）をわたるスリッページとして逆行的に（たとえば、インペラブレードによって提供される圧力差または流力に反して）患者の肺に入る流入空気用の通路を提供する。ここでは、流入流力が流出流力を超過する結果、気流が患者気道に入る。もしくは、流入流力が流出流力と等しければ、患者気道を出入りする気流は存在しない。

図２５は、本発明の実施形態に係る流制御アセンブリ２５００の動作上の態様を示す。ここに示すように、インペラブレード２５０５は、たとえば患者気道からガスを能動的に抽出することによって患者気道からガスを除去するように動作する気流の力を提供する。同時に、通気孔２５１０は、インペラブレードによって提供される圧力差または流力と呼応して患者気道を出る空気用の通路を提供する。ここでは、流入流力がほとんどまたは全くないので、患者気道を出る気流が存在しない。

図２６〜２８は、本発明の実施形態に係る流制御アセンブリの動作上の態様に関連する各種圧力波形を示す。通常、患者呼吸サイクル（吸気：呼気）は１分当たり約１２回の呼吸、または１サイクル当たり５秒の速度で行われる。ここでのサイクル比は約１：１であるが、他の比も可能である。

図２６のピーク吸気圧（ＰＩＰ）２６１０と陰呼気圧（ＮＥＰ）２６２０はそれぞれたとえば１０ｃｍＨ_２Ｏ〜−１２ｃｍＨ_２Ｏとすることができる。その他の同様の圧力値も使用することができる。ゼロライン２６３０は大気圧または環境気圧を表すことができる。吸気相２６４０では、ガスが患者気道に入り、ブロワファンをわたる逆行気流のずれがある。流入空気は、印加された一回換気量または圧力量の結果である。呼気相２６５０では、ガスが能動的に抽出される。ここに示すように、ブロワ機構２６６０の連続動作でΔＰが生成され、ΔＰは対抗する流入力によって時折超過される。肺圧力がブロワ圧と等しい場合、患者気道を出入りする正味流２６７０は存在しない。

図２７のピーク吸気圧（ＰＩＰ）２７１０と陰呼気圧（ＮＥＰ）２７２０はそれぞれたとえば４ｃｍＨ_２Ｏ〜−１２ｃｍＨ_２Ｏとすることができる。その他の類似の圧力値も使用可能である。ゼロライン２７３０は大気圧または環境気圧を表すことができる。吸気相２７４０では、ガスが患者気道に入り、ブロワファンをわたる逆行気流のずれがある。

したがって、最高気道内圧と最低気道内圧との間の差は約１６ｃｍＨ_２Ｏとなり得る。いくつかの例では、差は約１２ｃｍＨ_２Ｏとなり得る。いくつかの例では、差は約１２ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲となり得る。システムの動作は、本願に記載されるような治療目的に一致するその他の値または範囲を含むことができると理解される。

流入空気は、印加された一回換気量または圧力量の結果である。しかしながら、図２６と比較すると、図２７の印加された一回換気量または圧力はより低いため、呼吸周期におけるより長い期間またはより大きな割合が大気圧未満の範囲で発生する。

呼気相２７５０では、ガスは能動的に抽出される。ここに示すように、ブロ機構２７６０の連続動作でΔＰが生成され、時折ΔＰは対抗する流入力によって圧倒される。肺圧力がブロワ圧と等しくなると、患者気道を出入りする正味流が存在しなくなる。

図２８のピーク吸気圧（ＰＩＰ）２８１０と陰呼気圧（ＮＥＰ）２８２０はたとえばそれぞれ０ｃｍＨ_２Ｏ、−１６ｃｍＨ_２Ｏとなり得る。他の類似の圧力値を使用することもできる。ゼロライン２８３０は大気圧または環境気圧を表すことができる。吸気相２８４０では、ガスが患者気道に入り、ブロワファンをわたる逆行気流のずれがある。

流入空気は、印加された一回換気量または圧力量の結果である。しかしながら、図２６および２７と比較すると、図２８の印加された一回換気量または圧力はより低く、あるいは存在しないこともある。したがって、呼吸周期におけるより長い期間またはより大きな割合、さらには呼吸周期の継続時間全体が大気圧未満の範囲で発生することもある。

呼気相２８５０では、ガスが能動的に抽出される。ここに示すように、ブロ機構２８６０の連続動作でΔＰが生成され、時折ΔＰは対抗する流入力によって圧倒される。肺圧力がブロワ圧と等しくなると、患者気道を出入りする正味流が存在しなくなる。

したがって、本発明の実施形態に係る例示のシステムおよび方法は、大気圧以下での呼吸ガス交換を送達する。呼気圧を大気圧未満のレベルに低下させることによって、より多くの静脈血流を胸郭から心臓および肺に送り込むことができる。呼気圧を大気圧未満のレベルに低下させることによって、頭蓋内圧も低下させることができる。図２６〜２８の３つの概略図では、肺が呼吸ガスで満たされている。しかしながら、図２７および２８では、肺は満たされているが、胸郭圧力全体は大気圧未満にリセットされる。さらに重要なことに、胸腔内圧は体内の他の部分の圧力以下であり、胸郭を出入りする正味血流に影響を及ぼす。

図２７に示す実施形態では、胸腔内圧は、胸郭内の最大圧力が大気圧を超える陽圧呼吸の送達時を除き、大気圧未満である。図２８に示す実施形態では、胸腔内圧は、肺を満たすために使用される最大圧力時ですら大気圧未満である。

図２６〜２８に示される各状況では、胸郭内圧力が大気圧未満であるとき、静脈血、および脊柱内のある程度の脳脊髄液が胸郭に引き込まれる。さらに、山から谷レベルへと圧力が変化する結果、呼吸ガスが肺を出入りして胸郭内の血液量と胸郭内の呼吸ガス量とが正味変換される。呼吸ガスの抽出につれて、血量は量に比例して胸郭へと戻る。

したがって、ブロワ機構は量を低減または除去するように動作することによって循環を向上させることができる。さらに、ブロワ機構はベースライン圧力を低減するように動作することができる。さらには、本発明の実施形態は、圧力を調節する吸気圧トランスデューサの動作を包含する。

胸膜カテーテル
本願の別の場所で説明するように、ブロワ機構は陰圧プロトコルを個人の気道に提供するために使用することができる。関連して、ブロワ機構は個人の肺気量を一時的に低減して、患者への胸膜カテーテルまたは胸チューブの挿入を簡易化することができる。ブロワ機構を用いて肺気量を低減することによって、カテーテル、チューブ、またはセントラルラインの挿入中に肺を損傷させる、あるいはそれ以外の形で肺に影響を及ぼす可能性を低下させることができる。したがって、オペレータは、ＰｌｅｕｒＸ（登録商標）胸膜ドレナージカテーテルまたはＡｓｐｉｒａ＊胸膜ドレナージカテーテルなどの胸膜カテーテルを挿入する際に個人の肺気量を低減するためにブロワ機構を使用することができる。同様に、オペレータは、ＶｉｌｌｅｎａらのＡｍ．Ｊ．Ｒｅｓｐｉｒ．Ｃｒｉ．Ｃａｒｅ Ｍｅｄ．２０００年１０月１日、１６２巻、４ １５３４〜１５３８号に記載されるような胸膜圧力カテーテルまたはその他の胸膜検圧装置を挿入する際に個人の肺気量を低減するためにブロワ機構を使用することができる。引用により上記文献の内容を本願に組み込む。

本発明の実施形態を明瞭化と理解を図るために詳細に説明してきた。しかしながら、特定の変更および修正が添付の請求項の範囲内で実行可能であると理解されたい。

Claims (22)

1. 個人の気道と連結するための患者接続機構と、
   通気孔を有するハウジングと、前記ハウジング内に配置されるインペラと、前記モータと動作可能に関連付けられるモータとを備える流制御アセンブリと、
   用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、麻酔機械から成る群から選択される外部圧力源と、
   を備える、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供するシステムであって、
   前記外部圧力源が、前記流制御アセンブリの前記ハウジング通気孔と流体連通しており、
   前記流制御アセンブリの前記インペラが、前記患者接続機構と前記外部圧力源との間に延在する流体通路に沿って前記患者接続機構と前記外部圧力源との間に配置され、
   前記流制御アセンブリが、空気流を前記患者接続機構から前記ハウジング通気孔へ強制的に送ると共に前記外部圧力源から前記患者接続機構へ逆行させるように構成される、
   システム。
2. 前記流制御アセンブリの前記インペラが、約３ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成するように構成される請求項１に記載のシステム。
3. 前記外部圧力源が、約５秒の呼吸周期時間を提供するように構成される請求項１に記載のシステム。
4. 前記流制御アセンブリの連続動作により、間に空気流の妨げとなる物理的障壁を形成せずに前記患者接続構と前記外部圧力源との間に空気流が生じる請求項１に記載のシステム。
5. 前記外部圧力源が、患者の胸郭内を大気圧未満に維持するように構成される請求項１に記載のシステム。
6. 前記流制御アセンブリと患者との間の患者の気道内圧をモニタリングする圧力センサと、前記圧力センサからの情報を受信し前記情報に基づき前記流制御アセンブリモータの動作を制御するコントローラ装置とをさらに備える請求項１に記載のシステム。
7. 個人の気道と連結するための患者接続機構と、
   通気孔を有するハウジングと、前記ハウジング内に配置されるインペラと、前記モータと動作可能に関連付けられるモータとを備える流制御アセンブリと、
   用手バッグバルブマスク機構、機械的人工呼吸器、麻酔機械から成る群から選択される外部圧力源と、
   を備える、個人の胸郭への静脈血流を促進するシステムであって、
   前記外部圧力源が、前記流制御アセンブリの前記ハウジング通気孔と流体連通しており、
   前記流制御アセンブリの前記インペラが、前記患者接続機構と前記外部圧力源との間に延在する流体通路に沿って前記患者接続機構と前記外部圧力源との間に配置され、
   前記流制御アセンブリが、空気流を前記患者接続機構から前記ハウジング通気孔へ強制的に送ると共に前記外部圧力源から前記患者接続機構へ逆行させるように構成される、システム。
8. 前記流制御アセンブリの前記インペラが、約３ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成するように構成される請求項７に記載のシステム。
9. 前記外部圧力源が、約５秒の呼吸周期時間を提供するように構成される請求項７に記載のシステム。
10. 前記流制御アセンブリの連続動作により、間に空気流の妨げとなる物理的障壁を形成せずに前記患者接続構と前記外部圧力源との間に空気流が生じる請求項７に記載のシステム。
11. 前記外部圧力源が患者の胸郭内を大気圧未満に維持するように構成される請求項７に記載のシステム。
12. 前記流制御アセンブリと前記患者との間の患者の気道内圧をモニタリングする圧力センサをさらに備える請求項７に記載のシステム。
13. 前記圧力センサからの情報を受信し、前記情報に基づき前記流制御アセンブリモータの動作を制御するコントローラ装置をさらに備える請求項１２に記載のシステム。
14. 通気孔を有するハウジングと、前記ハウジング内に配置されるインペラと、前記モータに動作可能に関連付けられるモータと、前記ハウジング通気孔と流体連通する外部圧力源と、を有するＩＰＲシステムを個人の気道と連結し、前記インペラが気道と前記外部圧力源との間に延在する流体通路に沿って気道と前記外部圧力源との間に配置されることと、
    空気流を強制的に気道から前記ハウジング通気孔へと送ると共に、前駆空気流を前記外部圧力源から前記患者へ逆行させるように前記インペラと前記外部圧力源を始動させることと、を含む、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供する方法。
15. 前記インペラを用いて個人の呼吸周期全体を通じて約３ｃｍＨ_２Ｏ〜約１６ｃｍＨ_２Ｏの範囲の圧力差を連続的に生成することを含む請求項１４に記載の方法。
16. 前記外部圧力源を用いて約５秒の呼吸周期時間を提供することを含む請求項１４に記載の方法。
17. 間に空気流の妨げとなる物理的障壁を形成せずに前記患者接続構と前記外部圧力源との間に連続的に空気流を生じさせることを含む請求項１４に記載の方法。
18. 呼吸周期全体を通じて患者の胸郭内を大気圧未満に維持することを含む請求項１４に記載の方法。
19. 前記インペラと患者との間の患者の気道内圧をモニタリングすることと、モニタリングされた圧力に基づき前記インペラの動作を制御することとをさらに含む請求項１４に記載の方法。
20. 前記胸腔内圧調節が胸腔内圧を低下させ、個人の頭からの静脈還流を増大させることによって個人の頭蓋内圧を低下させる請求項１４に記載の方法。
21. ＩＰＲシステムと個人の気道とを連結し、前記ＩＰＲシステムが患者の肺内の陰圧を増強させるブロアを含み、前記ＩＰＲシステムを使用して、呼気中に胸腔内圧が大気圧以下に維持されることによって胸郭に戻り心臓および肺に入る静脈血流を増強させるように呼吸ガス交換を操作することと、
    前記ブロワを同時に動作させながら患者の肺に空気を定期的に注入することと、を含む、胸腔内圧調節（ＩＰＲ）を個人に提供する方法。
22. 前記ＩＰＲシステムを使用して、吸気相の少なくとも一部の間、胸腔内圧が大気圧以下を維持するように呼吸ガス交換を操作することを含む請求項２１に記載の方法。