JPH04503167A - 心肺の救急蘇生法及びその循環システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 心肺の救急蘇生法及びその循環システム発明の背景 １、産業上の利用分野 本発明は心肺の救急蘇生法、特に、上記蘇生法に用いられ、胸腔内の圧力を周期 的に変化させるシステム及び非侵襲性の循環補助装置に関する。

２、従来の技術 心拍停止は一般的に、心臓の血液圧送機能を停止させる心室の細動によるもので ある。この心拍停止の処置が“除細動”（ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａ目ｏｎ）である 。然し、心拍停止が始まって数分以上時間が経過している場合は、心臓から酸素 及び栄養分がかなり失われており、除細動処置は一般的に成功しない。従って、 除細動を成功させるためには、心肺の救急蘇生によって心臓の筋肉に酸素を含む 血液を流してやる必要がある。

心肺の救急蘇生処置をしている間に、胸腔内圧力を変化させることによって血液 の流れを作り出すことが出来ることが知られている。従って、血液の流量を増加 させるために、胸腔内圧力を一般的に達成出来るレベル以上に増加させる努力が 成されている。例えば、胸腔内の圧力レベルを高めるために、高圧通気と同時に 、機械的胸骨圧迫、即ち、膨らますことの出来るベスト（チョッキ）で胸郭を周 りから圧迫する。

然しながら、この技術は気管内への挿管を必要とし、この挿入技術及び同時的高 圧通気は患者に高いリスクを与え、操作が難しく、時間が掛かり、従って利用範 囲に限界がある。

１つの循環補助技術によれば、心臓のサイクルに位相を等しくして胸腔内圧力を 変化させることが、不全だが未だ鼓動している心臓を助けるために用いられてい る。この胸腔内圧力変化は、胸の圧迫と同時に肺に圧力を掛けるか、又は、胸郭 が膨張しないように胸を束縛して肺に圧力を掛けるか、のいずれかによって行わ れてきた。いずれの場合も、胸腔圧力を適度に変化させるためには肺を圧迫する 必要がある。

更に、我々は、以前、同時通気を行うこと無く、胸腔圧力を大幅に変化させる１ つのシステムを開発した。このシステムは迅速に膨らませたりすぼめたりするこ との出来る胸郭ベストを使用する。然し、このベストは患者の胸の周りに完全に ぴったりと、しかも、正確に着け、正確に機能するようにしなければならない。

従って、このベストは非常にきつく取り付けなければならないので、通気と緊迫 とが競合し、ベストを正確に装着することが非常に困難であった。ベストが正確 に着けられていないと、胸腔内圧力を所定のレベルにするためには、ベストによ り高い圧力を使用しなければならない。

然しベストの圧力が高すぎると、患者を傷付け、蘇生に失敗することになる。

以上の説明から明らかなごとく、蘇生の成功は、胸腔内圧力をうまく作り出すこ とに直結し、一方外傷の量に逆に直結する。

上述したごとく、気管内挿管に関する初期の技術では挿管を適切に行うことが難 しく、肺の高圧通気によって肺を傷付けることがある。更に、我々の初期のシス テムは、心拍が不規則で心拍を助けている間の胸腔圧力のレベルが調和しない場 合がある。これが不調和だと、圧力が低すぎて心拍の助けにならなかったり、又 、高すぎると、過度の外傷が発生したりする。

従って、気管内挿管を介して同時通気を行うことなく、高いレベルの胸腔内圧力 を作り出すことの出来るシステムを提供することが望まれる。このシステムが、 胸腔内圧力を最大に変化させ、適切な通気を行い、患者にとって安全で、しかも 装着が容易なことが、好ましい。

発明の要約 本発明の目的は、胸腔内圧力を最大に変化させることが出来、気管内挿管を行う ことなく適切な通気を行うことの出来る心肺の救急蘇生システムを提供すること である。

この目的が、胸郭の周りに置かれる１着のベスト状のもの（ａ　ｖＣｓｔ−１ｉ ｋ＊　ｇａｒｍｅｎｊ　）即ち空気ベスト（ｐｎｅｕｍａｔｉｃ　ｖｅｓｔ）（ 以後、単にベストと呼ぶ）と、特殊な膨張システムとを持つ本発明によって実現 される。このベストは胸郭にぴったりと当たり、胸腔内圧力を最大に変化させる ことの出来るものでなければならない。一方、適度の通気を行うために、このベ ストはある程度緩くなければならない。これらの２つの対立する目的を達成する ために、好ましくは、２つの膨張可能の嚢（ｂｌａｄｄｅｒ　）を持つ１つのベ ストが本発明によって設けられる。１つの嚢、即ち高圧嚢、が、胸壁に接触して 、胸の前面を覆い、その側部に伸び、一方別の嚢、即ちバイアス又は強制嚢、が 上記高圧嚢とベストとの間にある。このバイアス嚢が加圧されて、上記高圧嚢を 胸壁にぴったりと押し付け、上記高圧嚢の周期的膨張が胸腔内圧力に大きな変化 を与える一方、空気の移動量を最小にする。バイアス嚢の中の圧力が周期的に解 放され、適切な通気を行う。

又、上述した２つの異なる設計目的が一嚢ベスト・システムでも達成されること が見出だされた。この場合、通気の無いサイクルの収縮期間において、この嚢の 中の圧力が大気圧以上にクランプされるのである。然し、通気中は、この圧力が 全面的に解放される。いずれのシステムにおいても、脈搏が止まっているときの 蘇生処置を行う場合、ベストの膨張収縮のタイミングを固定して、これを用いる ことが出来る。又、外部信号例えば処置した心電計の信号にベストの膨張を同調 させ、不全だが未だ鼓動している心臓を助けることが出来る。

本発明のその他の目的及び特徴については、操作方法及び構造に関する構成要素 の機能、及びこれらの要素の組み合わせ及び製造の経済性と共に、以下の実施例 及び請求の範囲において、図面を用いて明らかにする。各図において対応する部 分に就いては同じ参照符号を持ちいた。

図面の簡単な説明 第１図は、本発明による二嚢ベスト・システムの模式図、第２図は、第１図のベ ストを拡大して示す斜視図、第３図は、本発明の制御装置の構成系統を示す図、 第４図は、本発明のシステムの弁のタイミングを示す図、第５図は、時間に対す る嚢の圧力の変化を示す図、第６図は、本発明の安全システムの構成系統を示す 図、第７図は、本システムの入力の表示の１例を示すグラフ図、第８図は、本発 明によるベストの１つの実施例を示す模式第９図は、本発明による別の実施例の ベストの断面図、第１０図は、本発明による別のベストの模式図、第１１図は、 本発明による更に別のベストの模式図、第１２図は、本発明による嚢と空気ホー スとの結合状態を示す部分的断面図、である。

実施例 二嚢ベストシステムの模式図的説明が第１図に描かれており、そのベスト１０の 詳細が第２図に描かれている。高圧嚢１２及びバイアス又は強制嚢１４が互いに 重なって、胸を囲むベスト１Ｏの中に組み込まれている。多食とも膨らますこと が出来、大きな血圧計のカフスに似ている。この嚢が大径のホース１６、１８に より制御器２０に接続している。

この制御器２０が弁２２を持ち、こけらが、多食を膨張収縮させるために、マイ クロコンピュータ−によってシーケンスされる。制御器２０は又除細動器２４を 持つ。これは胸の表面上の電極２６に除細動パルスを送るために用いられる。心 電図（Ｅ　ＣＧ）処理器２８が胸から電気信号を受取り、後に詳しく説明するご とく、循環援助の間、鼓動している心臓にベストの膨張収縮を同調させるために 用いられる。フェースマスク３０又はこれに類する適宜の接続システムを用い、 酸素富加した空気を通気器３２から患者の肺に差し向ける。通気器３２は制御器 ２０によって発進停止することが出来る。但し、この通気器は酸素を送るために のみ必要なものであって、胸腔内圧力を発生させるためのものではない。従って 、気管内挿入チューブを使用する必要は無い。

第３図に示すごとく、上記制御器２０が除細動器２４、心電図処理器２８、及び 通気器３２を持つ。主プロセツサ−３４はプログラミング可能のロジック・ユニ ットで、プログラム・メモリー、データーメモリー、内部レジスター、各周辺器 へのインターフェースを持ち、各種の計算及びロジック・オペレーションを行う ことが出来る。キーボード及びディスプレー３６を用い、所望のオペレーション ・パラメーターの入力と、実際のオペレーション条件の出力とを行う。（アナロ グ）−（デジタル）即ち（Ａ−Ｄ）コンバーター３８を用い、アナログ圧力信号 とアナログ心電図信号とを、このプロセッサーによって処理することの出来る二 進数字に変換する。高圧空気ソース４０の圧力が圧力変換器４２によって測定さ れる。

主プロセッサーの制御の下で、高圧空気が、正規には開いている二方向弁Ａ４４ 及び正規には閉じている三方向弁Ｂ４６を介して高圧嚢の中に流れる。嚢の中へ の空気の流率が可変レジスタ４８によって制御される。嚢の中の圧力が圧力変換 器５０によって測定される。空気が弁Ｂを介して高圧嚢から流れ出る。嚢からの 空気の流出は真空モーター５４からの負圧によって可能となる。

弁Ｂ５８を介してバイアス嚢に流れ込む。嚢の中の圧力が圧力変換器６０によっ て測定される。空気がバイアス嚢から弁Ｂ５８及び正規には閉じている三方向弁 Ｃ６２を介して排気孔８０に流れる。この嚢からの空気の流出が真空モーター５ ４からの負圧によって可能となる。ベストの多食への空気の流れが第３図に示す 多弁Ａ、Ｂ、及びＣの適切なシーケンスによって制御される。

１つの嚢の弁のタイミングが第４図に示されている。サイクルの開始時点におい ては、弁Ａ及びＢは解除（オフ）され、弁Ｃは活性化（オン）している。膨張の 開始時点で、弁Ｂが活性化し、高圧空気のベストへの流入が可能となる。膨張の 終点において、弁Ａが活性化し、ベストの中の圧力を固定する。収縮の開始時点 （圧迫持続の終点）において、全ての弁が解除され、これが、高圧空気の流入を ブロックすると同時に、嚢に真空を掛ける効果を持つ。真空期間の終点において 、弁Ｃが活性化し、これが嚢を排出孔を介して大気に繋ぐ。

ベストのこの若干複雑なシーケンスは多数の目的を達成するために必要である。

先ず第１に、嚢の圧力の急上昇は、胸腔内圧力を大きく上昇させるために必要で ある。これが、高圧空気ソース（５０〜７０ｐｓｉ）を持つことと、２つの弁（ Ａ、Ｂ）を用いて高圧空気を制御することと、によって達成される。ソレノイド 弁は解除より活性化が迅速なので、高圧空気の流れの開始及び停止を弁の活性化 によって制御するとより良い制御が得られる。第２には迅速な収縮が必要である 。この迅速な収縮が、収縮の開始時点で嚢を真空に繋ぐことによりて達成される 。然し、嚢を収縮させるのに必要とする以上に真空を持続することは好ましくな い。これは、これに続く膨張がより低圧でスタートすることになり、より多くの 空気を必要とするからである。膨張に先立って、排気孔を介して大気圧にするこ とによって、嚢の膨張を大気圧近くでスタートさせることが出来る。

嚢の過度のピーク圧力は顕著な外傷を示すことが判っている。出願人が知る限り において、従来の全てのシステムはこのピーク圧力の制御に欠点があり、又、過 度の加圧状態が発生した場合、ベスト圧力を下げる点について欠点を持っている 。本発明のシステムは、確実に、正常な使用状態において適切なピーク圧力が得 られ、又、たとえ部品の一部に欠陥が発生していても、上記の如き過圧状態は発 生しない、と言う大きな特徴を持っている。

この適切なピーク圧力はフィードホワード及びフィードバック制御によって得ら れる。このフィードホワード制御は一種のアルゴリズムの形をしており、膨張の 間の（第５図）容置の圧力を調べ、所望のピーク圧力を得るために弁（第３図の 弁Ａ）のクランプを行う時点を予報する。容置の中の圧力の上昇曲線は、初期の 非線形部分を除き、綺麗な直線である。

この非線形部分の継続時間はｔユｌによって表される。これに続く圧力上昇の直 線部分における圧力は次の式によって表さここで、ｐは膨張弁（第３図の弁Ｂ） を開いた後の時間ｔにおける測定圧力で、Ｋは圧力の上昇勾配であり、ｔは直線 的圧力上昇の時間インターセプト即ち切片である。所望の圧力Ｐアは、クランプ する弁が機械的に閉ざされる時間Ｔにおいて得られる。電気的クランピング命令 が出された後、クランピング弁が機械的に閉ざされるまでに時間的遅れ（１）が あるので、所望の圧力Ｐ１になる手前の時間ｔｃで、電気的クランピング命令を 出す必要がある。電気的クランピング命令が出された後、圧力はＫｔ　に沿って 上昇するので、下記の式に示す時間でクランピング命令を出せば良い、即ち、ｐ −ＰＴ−Ｋｍ　ｔＣ＋Ｗ ここで、Ｗは予報誤差の修正に用いられるフィードバック項である。プロセッサ ーが容置の圧力を各４ｍｇごとにサンプリングし、各サンプルの間の新しいＫを 計算する。この場合、Ｋは、単純に、サンプル数で分割された各サンプルからの 圧力上昇増分を合計したものである。Ｋの値は、高圧空気ソースと嚢との間の空 気抵抗に相関する。高圧嚢のために、この抵抗が、所望の膨張時間を達成するた めに膨張間で変えられる可変レジスタ４８（第３図）によって最初に決定される 。上述の予報方法の場合、ピーク圧力がその所望値の５％誤差以内で容易に達成 することが出来、又、高圧嚢のレジスタを変えることによって、膨張時間がその 所望値の１０％以内で達成されることが判った。この膨張方法によって、正常な 作業条件の場合、適切なピーク嚢圧力が確実に得られる。然し、バードウエヤー 又はソフトウエヤーに事故が発生した場合を考慮して、次に説明する独立した安 全システムが設けられており、嚢の過圧を防止する。

この安全システム（第３．６図）が圧力のレベルと上記圧力が容置の中に存在す る時間の長さとをモニターするので、たとえ主システムに事故があったとしても 、過度の圧力は嚢の中に存在しない。更に、この安全システムは確実に作動する か否かを自己検査する。この安全システム・プロセッサー自体はプログラミング 可能のロジック・ユニットであり、弁に対するインターフェース、主プロセッサ ーに対するコミュニケーションリンク、及び圧力をデジタル化するためのアナロ グ−デジタル変換器を持っている。特に、この安全システム・プロセッサーは、 システムの主変換器６０．５０を介して、バイアス及び高圧の容置１４，１２の 中の圧力をモニターする。

この安全システムは又別の変換器６６、６８を介してこれらの嚢に至る空気配管 の圧力を測定する。

この安全システムが、高圧嚢１２の圧力の大きさ又は継続時間が予めプログラム に組み込んだ限界を越えたこと、又は、変換器５０と６８との測定圧力が違うこ とを検出すると、スイッチ７０によって高圧嚢の弁Ｂ４６を解除し、又、正規に は開かれている弁Ｄ７２を解除する。この作用は圧力を嚢から出すことであり、 全ての高圧空気が嚢に入ることをブロックすることである。この作用はパワーロ スの間に起きるものと同じである。

同様に、この安全システム・プロセッサーが、バイアス嚢の中の圧力が高すぎる 又は長く続き過ぎることを、又は、変換器６０と６６との測定圧力が異なること を検出すると、スイッチ７４によってバイアス嚢の弁Ｂ５８を解除し、又、これ が作用した正規には開かれている弁Ｄ７６を解除する。この安全システム６４は 又圧力空気ソース４０の圧力をモニターし、これが適切な限界の外にあると、作 業を停止する。この主システムは又嚢の中の圧力をモニターし、その圧力が高す ぎるか又は長く続き過ぎる場合、嚢を大気に繋ぐことが出来る。この２つのシス テムは独立しているので、嚢の過圧が起こり得る唯一の場合は、この２つの主シ ステム及び安全システムが同時に故障した場合のみである。

膨張／収縮システムを制御するプログラムはフォアグランド即ち前景及びバック グランド即ち背景を持つ。このフォアグランドがキーボード及びディスプレーを 制御し、一方バツクグランドは、４躬ごとに入るインチラブド即ち割り込みルー チンである。このバックグランド・ルーチンが圧力予報のアルゴリズムのための 値を計算し、外部の同期パルスを検出し、弁の作用及び解除を制御し、又、高圧 嚢１２に至るラインのレジスタ４８を変える。

システムのための所望の運転パラメーターがキーボードを介してシステムにイン プットされ、又ディスプレー上に示される。ディスプレーの一例が第７図に示さ れており、制御するパラメーターが表示されている。このディスプレーは４つの 主要部分を持つ。上側のボックスが高圧嚢１２のためのパラメーターを持ち、下 側のボックスはバイアス嚢１４のためのパラメーターを持つ。スクリーンの下側 の２行のアイテム（Ａ〜Ｈ）は作業モードΦトッグルのメニュである。連続的に アイテムを選択すると、パラメーターを更新する“Ｃ”を除き、そのモードのオ ン次にオフに切り替える。このモードの現在のステータス即ち状態がスクリーン の上側の２行に示される。

パラメーターの値がディスプレー・カーソル（アンダーライン）でインプットさ れる。このカーソルは最初は“ＮＥＷ”で示す１列のコラムの中に置かれている 。所望のパラメーターがカーソル制御キーによってカーソルを（上下に）その列 に向かって動かすことによって選択される。次にその値がキーボードで入れられ 、Ｃ／Ｒで終り、ＮＥＷ”コラムに表示される。“Ｃ″を押すと、この“ＮＥＷ ”コラムの値が制御パラメーター値になる。全ての“ＮＥＷ”コラムの値を“Ｏ ＬＤ“コラムに移動させることによって、プログラムが表示を更新する。このよ うにして、現行のパラメーター値で作業をしながら、新しいパラメーター値をセ ットアツプすることが出来る。次のサイクルの開始時点からこの新しいパラメー ター値で作業が行われる。この形のチェンジオーバーは、蘇生又は補助が中断さ れないようにして行う必要がある。プログラムが表示を更新したとき、多弁の作 用及び解除時間が計算され、これらの時間が、バックグランドで使用するために 記憶される。制御パラメーターの実際の値が“ＲＥＡＬ”コラムに表示される。

コラムのパラメーターは次のごとくである。

“ＲＡＴＥ″は１分当りのサイクル数、”ＳＴＡＲＴＴＩＭＥ”は膨張のスター トのためのサイクル時間で、サイクル期間の％として示されている。５ＴＡＲＴ 　ＴＩＭＥを変更することによって、膨張のスタートに関して、別の場合のフェ ーシングに変更することが出来る。’ＤＵＴＹＣＹＣＬＥ”は、嚢の中を高圧に する対サイクル％で、例えば、圧迫継続時間をサイクル時間で割ったものを１０ ０倍したものである。“ＩＮＦＬＡＴＩＯＮ”は高圧空気が１つの嚢の中に流れ る時間の長さである。この“ＩＮＦＬＡＴＩＯＮ″時間は予報アルゴリズムによ ってセットされるが、この予報アルゴリズムが不能の場合は、オペレーターが決 めることが出来る。ＶＡＣＵＵＭ”はサイクルの真空フェーズの長さである。“ ＰＲＥＳＳＵＲＥ”は所望のピーク圧力である。ピーク圧力の実測値が“ＲＥＡ Ｌ”コラムニ表示さｔＬ６．”ＶＥＮＴ、ＤＵＲＡＴＩＯＮ”は通気がスタート した後、通気が行われる時間の長さである。

“ＶＥＮＴ、５ＴＡＲＴ”はサイクルの中で通気がスタートする時間で、対サイ クル％で示される。”ＲＥＬＥＡＳＥＲＡＴＥ″は１回の通気の前に行われる高 圧サイクルの数である。

オペレーションモードは次のごとくである。

高圧嚢（ＨＰ、ＢＬＡＤ）が“Ｄ”によって活性化され、一方バイアス嚢（Ｂ、 ＢＬＡＤ）が“Ｂ“によって活性化される。この“Ｂ”及び“Ｄ”モードによっ て、使用する嚢を別々に又は−緒に活性化することが出来る。両方の嚢を活性化 し、“５ＹＮＣＨＲ○（Ｆ）”をオフにすると、容置のサイクル率が、容置に別 々に入れられた率に等しくなる。

“５ＹＮＣＨＲＯ“をオンにすると、両方の嚢のサイクル率が高圧嚢に入れられ た率によって決定される。

Ｃ０ＭＢ　ＩＮＥＤ　（Ａ）”モードが通気を最適にし、−力発生すべき胸腔内 圧力を大幅に変えることが出来る。

“ＣＯＭＢ　ＩＮＥＤ”モードにおいては、バイアス嚢が一定の低圧（５〜３０ 　ｍｍＨｇ）に膨張し、高圧嚢を胸壁に向かってぴったりと押し付ける。高圧嚢 は４０〜１８０回／分のサイクルで７０〜３５０ｍｍ）Ｉｇのピーク圧力になる 。この密着具合により、発生させる胸腔内圧力を大幅に変えることが出来る。設 定した１連の高圧サイクルの後（“ＲＥＬＥＡＳＥＲＡＴＥ“）、バイアス嚢が 収縮し、両方の嚢が収縮しながら、通気が始まる。両方の嚢が収縮したとき、胸 壁には圧迫力が無く、肺を完全に膨らませて、最も効率の良い通気が行われる。

ピーク圧力予報アルゴリズムが“ＣＯＭＢＩＮＥＤ“モードで自動的に活性化さ れるが、“ＰＲＥＤＩ　ＣＴ　（Ｅ）”によって他の全てのモードで活性化する ことも出来る。

“ＣＯＭＢ　Ｉ　ＮＥＤ”を除く全てのモードにおいて、通気は各サイクルの間 に行うことが出来る。通気は“ＶＥＮＴ（Ｈ）”で活性化又は無活性化される。

“Ａｓｓ　Ｉ　５Ｔ（Ｇ）”モードによって、制御器と外部イベントとを同調さ せることが出来、この場合、サイクルの長さは外部の２つのシンクロパルスの間 の時間である。

単−嚢のベストンステムの場合は、第２の（バイアス）嚢部分、変換器６０、弁 Ａ５６、弁Ｂ５８、弁Ｃ６２、及びスイッチ７４は当然ながら無い。更に、弁Ｃ ５２の排気孔７８はブロックされている。弁のタイミングは二嚢システムと同じ だが、但し、弁Ｃが、サイクルの収縮フェーズの間、嚢の中の圧力を制御する。

活性化して嚢の真空を取り除く代わりに、弁Ｃが活性化して、圧力を所望の低い レベルにクランプする。この所望のレベルは、通気以外のサイクルの間で５〜３ ０ｍｍＨｇだが、通気の間はこれより低いか又は０である。上述した電気的活性 化信号と弁の機械的活性化との間には遅れがあるので、予報アルゴリズムを用い て所望の圧力値にしなければならない。

収縮は非線形なので、上述した線形法は不正確である。従って区分的線形法を使 わなければならない。

弁のタイミング（第４図）はバックグランドで制御される。

このバックグランドが４ｍｓごとに１回入り、この間に、サイクルタイム番カウ ンターがインクレメントされ、圧力の予報が行われる。記憶された“５ＴＡＲＴ 　ＴＩＭＥ″値がサイクルタイム・カウンターと一致したとき、弁Ｂ（第３，４ 図）が活性化され、高圧空気が開かれた弁Ａを経て嚢の中に流れ始める。次に弁 Ａが、記憶された“ＩＮＦＬＡＴＩＯＮ”タイム値がサイクルタイム・カウンタ ーと一致したとき（予報オフ）、又は適宜の予報時間で（予報オン）、活性化し 、嚢への空気の流れを停止する。弁Ａ、Ｂ、及びＣは全て、“ＤＵＴＹ　ＣＹＣ ＬＥ”時間値がサイクルタイムカウンターと一致したとき解除され、真空に助け られた嚢の排気がスタートする。次に、弁Ｃが、“ＶＡＣＵＵＭ”時間値がサイ クルタイムカウンターと一致したとき、活性化し、嚢の圧力を大気圧に戻す。

本発明の心肺の救急蘇生法及びその循環システムに有効に使用することの出来る 各種のベスト設計がある。ベストの装着に要する時間は、第８及び９図に示すご とくにベストを設計することによって、最小にすることが出来る。この実施例に おいては、１つ以上の嚢８４がホース８２によって膨張システムに接続される。

患者を持ち上げること無く、１人のオペレーターによって患者の胸郭の下に、１ 枚の基板８６を迅速に滑り込ませることが出来る。嚢の一方の縁は第９図に示す ごとく常に基板に取り付けられている。この基板を患者の胸の下に滑り込ませた 後、嚢の他の一方の自由端部が患者の上の周りに掛は渡され、基板に形成された 固定機構９４に取り付けられる。従って、基板が患者の下にあり、嚢が胸の大部 分を囲むこととなる。ハンドル９０で固定機構をチャンネル９２に沿って引っ張 り、嚢を胸に締め付ける。

本発明によって提供されるベストの別の実施例が第１０図に示されている。この 実施例においては、異なった嚢８４と９８とが互いに重ねられ、これらがそれぞ れ胸郭又は腹部の異なった範囲を覆うようにして置かれる。この２つの嚢の相対 位置を変えることによって、胸の表面の圧力分布を変更することが出来る。第８ ，９図に示すごと（、これらの嚢はホース８２、９６によって別々に膨張システ ムに繋がれている。

本発明によって提供される第３の実施例が第１１図に示されている。この実施例 においては、嚢のいずれか一方を変形して、予備の材料１００を嚢の縁に加え、 膨張の間にその形状を変え、これによって上側の嚢１０２の面を下側の嚢１０４ の面から分離出来るようにする。この別の材料１００が、その他の嚢を形成して いる材料と違う性質を持つようにするか、又は、襞付きにするか又は形状を変え 、その縁が他の嚢の縁より多少とも膨らむようにすることが出来る。当該技術者 には明らかなごとく、この異なった縁の形状を利用して、ベスト集合体の縁部に おける圧迫量を変えることが出来る。

第１２図によって説明すると、真空を用いて嚢を収縮させるので、嚢の材料がホ ースの開口部を潰したり、その中の空気の流れを塞き止めたりしないようにしな ければならない。

従って、本発明によりこの塞き止めを防止する手段が設けられる。第１２図に示 す実施例においては、固い円筒形のポート１０６が嚢に取り付けられる。空気の ホース８２がこのポートに取り付けられる。このポートが嚢８４の中に延び、そ の表面に穴１０ｇを持っている。空気が、図に矢印で示すごとく、円筒の開口端 部は勿論この穴を介して、嚢から出入りする。嚢の材料が十分な固さを持ち、コ ネクター即ちポート１０６に設けられた穴の回りを塞ぐことが無いので、収縮の ときの空気の流れが塞き止められることが無い。

以上の説明で明らかなごとく、同時胸部圧迫又は胸部拘束によって通気し、胸腔 圧力の実質的変化を作り出す必要が、本発明による一嚢及び二嚢のベストの場合 は無い。更に、本発明によるベストは、いずれも、我々が以前作ったベスト蘇生 システムにおけるごとく、必要以上にきつく巻き付けたり又は極端に正確に位置 付けたりする必要が無い。本発明のベストシステムは、通気を損なうこと無く、 従来可能であった以上に確実に且つ低いベスト圧力で、胸腔圧力を大幅に変化さ せることが出来る。フィードホワード及びフィードバック制御を設けることによ って、ピークベスト圧力を安定化し、不規則な心臓鼓動を持つ弱まった心臓を助 けるために用いるときでも、胸腔圧力のばらつきを比較的小さく押さえることが 出来る。高圧嚢の流入ポートの空気抵抗を制御することによって、圧力の上昇時 間の独特な制御を可能とし、又、本発明による、ベストの収縮を最も好ましい状 態にする新規な弁シーケンスが独特な安全システムを持ち、膨張／収縮システム が不調なときでも、ベスト圧力が過度に上昇したり、又は長く掛は続けたり、す ることが無い。これらは明らかに従来に無い特徴である。

最後に、−嚢システムは二嚢システムに比し機械的には単純であるが、−嚢シス テムは所定レベルのベスト圧力において作り出す胸腔圧力が低い。従って、二嚢 システムは機械的に凌雑ではあるが、本発明の実施例の中ではこの方が好ましい 。

以上、現時点で最も実際的であり且つ好ましい実施例について説明して来たが、 本発明はこれらの実施例によって限定されるものではなく、本発明の思想及び請 求の範囲の中においてこれらを変形したもの及び同等のものは、本発明に含まれ るものである。

国際調査報告

Claims (30)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の心肺の救急蘇生に用いられる、胸腔内圧力を周期的に変動させるシス テムで、これが：第１の膨脹可能の嚢手段と； 上記膨脹可能の嚢手段の周期的膨脹収縮手段と；上記膨脹可能の嚢手段を患者の 胸壁に隣接して装着し、嚢の周期的膨脹収縮が胸壁上に圧力を作り出し、これに より胸腔圧力に変化を起こさせる装着手段と；（ａ）上記膨脹可能の嚢手段を患 者の胸壁に押し当て、胸壁に初期圧力を作り出し、 （ｂ）上記嚢手段を周期的に膨脹させ、胸腔内圧力に大きな変化を起こさせ；及 び、 （ｃ）上記の押し当てを周期的に中断し、上記初期圧力を解除し、胸を自由に膨 らませ、患者の適切な通気を行う、ための手段と；を含む、患者の心肺の救急蘇 生に用いられる、胸腔内圧力の周期的変動システム。
2. ２．嚢を胸壁に押し当てる上記手段が、上記嚢手段の中の圧力を大気圧以上に固 定する手段を含み、これにより、膨脹収縮の間の最小圧力が大気圧以上であるご とくにして、上記嚢手段が周期的に膨脹及び収縮させられる、請求項１記載のシ ステム。
3. ３．上記の周期的に押し当てる手段が、第２の膨脹可能の嚢手段で、上記第１の 膨脹可能の嚢手段が患者の胸壁と上記第２の嚢手段との間に配置されごとくに装 着されるものと、上記第２の嚢手段を周期的に膨脹収縮させる手段とを含み、こ の場合、上記第２の嚢手段の周期的膨脹によって上記第１の嚢手段を胸壁にしっ かりと周期的に押し当て、又、上記第２の嚢手段の収縮によって患者の通気を可 能とする、請求項１記載のシステム。
4. ４．更に、患者の胸壁に除細動パルスを送る除細動器手段を含む、請求項１記載 のシステム。
5. ５．更に、患者の胸壁から電気的信号を受取り、鼓動する心臓に上記第１の嚢手 段の膨脹収縮を同調させるための心電図プロセッサー手段を含む、請求項１記載 のシステム。
6. ６．更に、酸素富加した空気を患者に導く手段を含む、請求項１記載のシステム 。
7. ７．上記導く手段が１つのフェースマスクと、酸素富加した空気のソースとを含 む、請求項６記載のシステム。
8. ８．上記装着する手段が１着のベスト状のものを含み、これに上記第１の嚢手段 が装着され、これを患者の胸郭を囲むごとくにして装着して用いられる、請求項 １記載のシステム。
9. ９．上記第１の嚢手段を周期的に膨脹収縮させる上記手段が複数の弁手段と、上 記第１の嚢手段を膨脹収縮させるための上記弁のシーケンス手段と、を含む、請 求項１記載のシステム。
10. １０．上記弁手段がソレノイドバルブを含む、請求項９記載のシステム。
11. １１．上記第２の嚢手段を周期的に膨脹収縮させる上記手段が、複数の弁手段と 、上記第２の嚢手段を膨脹収縮させるための上記弁のシーケンス手段と、を含む 、請求項３記載のシステム。
12. １２．更に、上記第１の嚢手段の中の圧力をモニターする手段を含む、請求項１ 記載のシステム。
13. １３．更に、上記第１の嚢手段への膨脹空気の流量の変更手段を含む、請求項１ 記載のシステム。
14. １４．上記変更手段が変更可能のレジスタを含む、請求項１３記載のシステム。
15. １５．上記装着手段が１着のベスト状のものを含み、これに上記第１の嚢手段と 、上記第２の嚢手段とが装着され、これを患者の胸郭に囲むごとくにして装着し て用いられる、請求項３記載のシステム。
16. １６．上記第１の嚢手段の中の圧力の一次モニター手段と、上記第２の嚢手段の 中の圧力の一次モニター手段と、及び更に、上記第１及び第２の嚢手段の中の圧 力をモニターするバックアップ・モニター手段と、及び、上記バックアップ・モ ニター手段によってモニターした圧力の少なくとも１つが、所定の最大値を超過 するか、所定の継続時間を超過するか、又は上記圧力の一次モニター手段の他の 一方によってモニターされた圧力と異なるか、した場合、上記嚢から圧力を解除 する、活性化手段と、を含む、請求項３記載のシステム。
17. １７．上記装着手段が、更に、固い基板部材を含み、上記ベスト状のものが第１ 及び第２の長手方向の横縁を持ち、上記ベスト状のものの第１の長手方向の横縁 が上記固い基板部材に固定的に取り付けられ、上記ベスト状のものの第２の長手 方向の横縁が、上記固い基板に形成された対応する結合手段に取り外し可能に組 み合わされる結合手段を含み、これにより胸郭を包む円筒形の室が上記固い基板 と上記ベスト状のものとによって形成されるごとくにし、更に、上記円筒形の室 の断面寸法の変更手段を含む、請求項８記載のシステム。
18. １８．上記円筒形の室の断面寸法の変更手段が、上記固い基板の中に形成された １つのチャンネルと、上記固い基板に形成された上記結合手段に組み合わされる 上記チャンネルの中に伸びる１本のロッドと、を含み、上記ロッドを上記チャン ネルの中で移動させることによって上記結合手段が移動し、その結果、上記第２ の長手方向のエッジが上記固い基板部材に近付いたり離れたりして、上記円筒形 の室の上記断面積を変える、請求項１７記載のシステム。
19. １９．上記嚢手段の１つが、他の一方の嚢手段と異なる性質を持つ材料で形成さ れた少なくとも１つの縁部を持ち、これにより、上記縁部が、膨脹したとき、他 の一方の嚢と違った量膨らむごとくにする、請求項８記載のシステム。
20. ２０．上記嚢手段の少なくとも１つの縁部が襞付きの材料で形成され、これによ り、上記縁部が他の一方の嚢より多く膨らみ、嚢の端部の圧迫量を変えるごとく にする、請求項８記載のシステム。
21. ２１．上記装着手段が、更に、固い基板部材を含み、上記ベスト状のものが第１ の縁とその反対側の第２の縁とを持ち、上記ベスト状のものの第１の縁が上記固 い基板部材に固定的に取り付けられ、上記ベスト状のものの第２の縁が上記固い 基板に形成された対応する結合手段に取り外し可能に組み合わされる結合手段を 含み、これにより胸郭を包む円筒形の室が上記固い基板と上記ベスト状のものと によって形成されるごとくにし、更に、上記円筒形の室の断面寸法の変更手段を 含む、請求項１５記載のシステム。
22. ２２．上記円筒形の室の断面寸法の変更手段が、上記固い基板の中に形成された １つのチャンネルと、上記固い基板に形成された上記結合手段に組み合わされる 上記チャンネルの中に伸びる１本のロッドと、を含み、上記ロッドを上記チャン ネルの中で移動させることによって上記結合手段が移動し、その結果、上記第２ の長手方向のエッジが上記固い基板部材に近付いたり離れたりして上記円筒形の 室の上記断面積が変わる、請求項２２記載のシステム。
23. ２３．上記ベスト状のものの上記第１及び第２の嚢が、患者に用いたとき、別の 嚢が胸郭又は腹部の別の部分を覆うごとくにして置かれ、又、これらの嚢の関係 位置を変え、胸郭の表面の圧力分布を変えることが出来る、請求項１５記載のシ ステム。
24. ２４．上記嚢手段の少なくとも１つが、他の嚢と異なる性質を持つ材料で形成さ れた少なくとも１つの縁を持ち、上記縁が、膨らんだとき、他の嚢と違った量膨 らむごとくにする、請求項１５記載のシステム。
25. ２５．少なくとも１つの上記嚢手段の少なくとも１つの縁が襞付きの材料で形成 され、この縁が他の嚢よりも多く膨らみ、嚢の端部における圧迫量を変えるごと くにする、請求項１５記載のシステム。
26. ２６．上記嚢手段を周期的に膨脹収縮させる上記手段が上記膨脹可能の嚢手段に 組み合わされる空気ホース構成部品を含み、上記嚢への上記ホースの組み合わせ が、実質的に固い結合構成部品を含み、これが上記空気ホースに結合する第１の 端部と、上記嚢の中に形成される開口した第２の端部とを持ち、更に、上記開口 した第２の端部に少なくとも１つの穴を含む、請求項１記載のシステム。
27. ２７．更に、上記第１の嚢手段の中に圧力モニター手段を持ち、上記圧力モニタ ー手段が嚢の膨脹の間の圧力の上昇をモニターし、上記弁の少なくとも１つが、 上記嚢手段の中の圧力を所定のレベルにクランプするごとくに作用する、請求項 ９記載のシステム。
28. ２８．上記弁を作用させる手段が、上記嚢の圧力が上記所定のレベルにまで上昇 するのに先立って、上記弁に電気信号を送り、上記弁を機械的に閉ざすのに要す る時間によって、圧力が所望のレベルに達するごとくにする、請求項２７記載の システム。
29. ２９．弁を機械的に閉ざし、圧力を所望のレベルに上げるために要する時間の決 定手段を含む、請求項２８記載のシステム。
30. ３０．患者の心肺の救急蘇生に用いられる、胸腔内圧力を周期的に変動させるシ ステムで、これが：胸の前面を被い、且つ患者の側部を覆うために横方向に伸び る第１の膨脹可能の嚢手段と； 上記膨脹可能の嚢手段の周期的膨脹収縮手段と；患者の胸壁近くで上記膨脹可能 の嚢手段をモニターし、上記嚢手段の周期的膨脹又は収縮が胸壁の上に圧力を与 え、胸腔内圧力を変化させるごとくにする、モニター手段と；上記膨脹可能の嚢 手段を患者の胸壁に押し付け、上記嚢手段の周期的膨脹によって、胸腔内圧力を 大幅に変化させ、又、上記押し付けを周期的に中断し、胸を膨らませ、患者に適 切な通気を行うごとくにする押し付け手段と；を含む、患者の心肺の救急蘇生に 用いられる、胸腔内圧力の周期的変動システム。