JPH05504284A - 胸部圧縮装置 - 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】 計１１ Ｕ立が 本発明は、一般に、医療用装置に関し、具体的には、人間、特に嚢胞性線維症の 患者の肺壁から粘液を剥離し、除去するのを助ける胸部圧縮装置に関する。

λ匪二１遣 嚢胞性線維症は命に関わる遺伝性の病気である。２０人中１人は劣性遺伝子を持 ち、嚢胞性線維症を持つ子供は、４００件の出産で約１件にのぼる。この病気に 対する治療法はまだ発見されていない。この病気は、体内粘液分泌腺を冒す為、 粘液の過大分泌につながる。肺は過度の粘液で継続的に満たされる。この粘液は 、貯まらないよう、また感染の危険を減らすため、毎日取り除かねばならない。

現在のところ、気管支内から排液するのに、１日に３〜４回のエアロゾル療法か とられ、また、胸部からの粘液の剥離、除去に毎日胸部を物理的に連打する療法 か取られている。毎日の治療は４〜６時間にも亘り、人工呼吸装置療法士、ある いは、少なくとも一人の胸部人工連打療法に熟練した者が必要である。

本発明は、犬による過去の実験結果を前提としている。

振動圧力は、気管の粘液除去を助け、同時発生的振動は粘液の粘度を低下せしめ 、もってその運動性をたかめる。

犬による実験は、改良型血圧力フを用い、これを犬の肋骨部周囲に巻き付けて行 った。カフの空気嚢、即ちエア・ブランデーは、振動ポンプにより圧力かがけら れた。

体に対する機械振動の分野の技術においては、患者の人工呼吸等の呼吸作用を助 けるため、膨張可能なジャケット、即ち衣服を身に付けさせる。

米国特許第３．０４３，２９２号、米国特許第２．３５４，３９７号及び米国特 許第２，５８８，１９２号は、その代表例である。また、体をマツサージするた め振動を供給する衣服は、米国特許第３Ｊ１０，０５０号に示されている。しか しながら、その技術は、前述の嚢胞性線維症治療に言及していない。

λ肌五Ｉ遣 本発明は、人の胸部圧縮装置である。

この装置は人間の胸部領域を加圧する装置を含み、加圧機構は、圧縮空気を受容 するブランデーを含む。該装置は、さらに、ブランデーに圧縮空気の圧力パルス を供給する機構を含む。供給されたパルスは、均等振幅正弦パルスの速さの２倍 以下の上昇時間を有する。該装置はさらに、ブランデーからの圧縮空気を排出す る機構を含む。

好適実施例において、ロータリー弁は、加圧側がらブランデーに入る空気パルス の比率を決定し、空気が減圧側のブランデーから出るのを許容する。ロータリー 弁の加圧側に送風器が設けられている。弁は、好ましくは、略角形のパルスを供 給する。これに関連して、弁は、送風器から真直な最前縁部及び最後縁部を有す るブランデーまで続く通気口を有する一方、弁のロータリーシャッターは、実質 的に平行で真直な先端縁及び後端縁を有する。かくして、通気口が開かれて送風 器とブランデーとか連通した際、通気口は、広い前面が横に開き、以て実質的に 矩形の波形の圧力パルスの急速な上昇時間を創出する。好適実施例は、また、ロ ータリー弁の加圧側にあるソレノイド弁を機能せしめるコントロールスイッチを 有する。これは、患者の呼吸サイクルにおける吸気時において、患者の希望によ り、加圧を止めるためのものである。代替実施例では、第１ベローが振動して、 患者の胸部に接するブランデーに空気を供給する。さらに、第２ベローが振動し て空気貯めを満たんにし、これが、吸気によって空になったブランデーを速やか に満たす。

本発明の装置は、嚢胞性線維症に病む人々が直面する治療問題に対する先駆的な 解決となる。本発明の利点は、従来の治療プログラムで得られなかった利益が本 発明による装置を利用した治療プログラムから得られることである。即ち、本発 明の装置を用いたプログラムは、嚢胞性線維症患者が自分で機械を操作できるの で、彼等に独立性を与える。患者は、もはや熟練した者による治療の予約をする 必要がない。これは、患者の心理的、肉体的自由及び自己の尊厳を高める結果を もたらす。患者は、治療時間を任意に設定でき、また、風邪をひいた時などに必 要に応じて余分な治療を施すことも出来る。さらなる利点は、治療費を大幅に引 き下げられることである。

の簡単な脱Ｂ 本発明の装置の目的及び利点は、以下に簡単に説明する図面を参照して説明する 。

図１は、本発明の代替実施例による装置を操作する人間を示す図である。

図２は、本発明の好適実施例の概略図である。

図３は、図１に示された代替実施例の装置の概略図である。

図４は、患者の呼吸サイクルを表す振幅曲線上に圧力パルスを重ねたグラフ図で ある。

図５は、本発明の装置のロータリー弁の分解斜視図である。

図６は、図５の弁のローター・アセンブリの側面図である。

図７は、図６におけるアセンブリのローターの斜視図である。

図８は、正弦波との比較における本発明の装置による一連の角形波を示す図であ る。

適実施例の−細な脱Ｂ 添付図面、特に図２を参照して本発明による装置を説明するが、いくつかの図を 通して同−又は対応の部分には同様の符号が付されており、また、装置全体は符 号１０で示されている。図１を参照すれば、全体を符号１０°で表された代替実 施例が示されている。図１には、胸との間にエアベスト、即ちブラッグ−１６を 有する袖なしブラウス、即ちシェル１４を着た人１２が示されている。ホース１ １４は、パルスポンプ装置１８をヘストブラッダ−１６に接続する。人１２は、 左手で、ベストブラッダ−１６に供給される空気パルスを制御するスイッチを調 節しており、右手でチューブ１１６の端部を開閉する事によりベストブラッダー への通気量を調節している。

実施例装置１０は、図１と同様に図示できるが、追って明白となるように、片手 での操作しかできない点で異なる。図２に示されているように、装置１０の空気 パルス装置１８は、大孔ロータリー弁２２によって制御される出力を有する一対 の高容量再生可能送風器２６．６２から成る。加圧側の送風器２６は、−分力た り５３立方フイートの容積に対して４３インチの水圧を生み出す市販ユニットを 用いて試験した。送風器６２は、モータ２７で駆動される。この試験用ユニット は、−分間に１，７２５　ＰＰＭ、　５馬力の交流モータを使って駆動された。

排出側送風器６２は、モータ６３で駆動された。試験用送風器は一分間当たり２ ７立方フイートの容積に対して、２８．５インチの水圧力を産出する能力のある ものである。試験用送風器は、１，７２５回転で１７８馬力の交流モータで駆動 された。好ましくは、加圧側送風器２６は、排出側送風器６２よりも相対的に大 きいものとされている。これは、試験用ユニットに関して示されているように、 ベストブラッダ−１６の空気か排出された後に直ちにこれを膨張再生可能とする ためである。

正と負の交互の圧力か、ロータリー弁２２を介してベストブラソダ−１６にかけ られる。正の入力パルスが弁２２を通る際、負の圧力側の装置は閉じている。負 の圧力パルスの時、装置の正の圧力側は閉じている。ロータリー弁はベストブラ ッダ−１６に交互に正と負の圧力パルスを与え、モータ５３によって駆動される 。試験中、従来の直流コントローラ５４により制御される１７２０馬力直流モー タ５３が使用された。弁の回転速度をモニターするため、マグネチックピックア ップ付電子タコメータを使用した。送風器を連続作動し、もってパルス速度をコ ントローラ５４を介して調節した。

ソレノイド弁２４は、正側送風器２６とロータリー弁２２の間に位置している。

試験時、ソレノイド弁２４は、１，２５インチの孔を有し、２４ボルトの電力で 作動された。通常、弁２４は閉じられた状態にあり、患者の持つハンドスイッチ ３０で調節される。開き位置において、正の４３インチ水圧空気流がロータリー 弁２２に付加され、これが次いで圧力パルスの形態の空気のベストブラッダ−１ ６への流入を許容する。ロータリー弁２２が正側送風器２６とベストブラッダ− １６との間の空気流を開閉するためパルスが発生する。パルスの比率は、モータ コントローラ５４によってきまるロータリー弁２２の回転数によって決定される 。

ソレノイド弁２４が閉位置にある時、正側送風器２６からベストブラッダ−１６ への空気流は無い。むしろ、ベストブラッダ−１６は、負側送風器６２により空 になる。この様な排気は、患者の吸気時に要する労力を軽減するものである。何 人かの患者は、快適な吸気の実現にベストを空にする必要はないと感じるかもし れない。その様な患者にとって、負、即ち排気送風器６２の使用は任意である。

手動空気流弁４６は、ベストブラッダ−１６に対する流量、即ちパルス強度を調 節できるよう正圧送風器２６とベストブラッダ−１６との間に位置している。同 様に、手動空気流弁６４は、排気に関する制御を可能とするため、ロータリー弁 ２２と送風器６２との間に位置する。つまり、ある患者にとって、ベストブラッ ダ−１６の完全なる排気は不用、もしくは好ましくないからである。ロータリー 弁２２が一定速度で回転するため、また、負側送風器６２が一定速度で作動する ので、流れ弁６４が、ロータリー弁２２と送風器６２との間の空気連通路を制御 するようセットされた際、ロータリー弁２２の回転時に排出される空気の量を実 質的に減じる。従って、装置の加圧側がどの位長く閉じられているかにより、排 気側による完全なる排気が達成されないこともある。

図２を参照して、装置１０を以下に、より詳細に説明する。圧力側送風器２６は 、通常閉じられているソレノイド弁２４と、ホース２８を介して流体連通してい る。「ホース」とは、ある地点から他の地点へ空気の流れを導くためのパイプ又 はその他の仕組みを意味するものと理解される。

ソレノイド弁２４は、気流制御弁４６を介してロータリー弁２２と気流連通して いる。ソレノイド弁２４は、好ましくは手動による操作が可能な流量制御弁４６ を介してロータリー弁２２と流体連通しており、ホース４４は、ソレノイド弁２ ４を流量制御弁４６と流体連通し、ホース４８は、流量制御弁４６をロータリー 弁２２に連結している。ホース５０として示されている１又はそれ以上のホース は、ロータリー弁２２とベストブラッダー１６とを連結している。負圧力側にお いては、ロータリー弁２２が、流量制御弁６４を介して排気ファン６２と流体連 通している。ホース６６がロータリー弁２２と流量制御弁６４とを連結するのに 対し、ホース６８は、弁６４と排気ファン６２とを連結している。

交流モータ２７は、電線７０．７２を介して電源４２と接続されており、加圧フ ァン２６を駆動する。交流モータ６３は、電線７４．７６を介し、電源４２に接 続されており、排気ファン６２を駆動する。直流モータ５３は、電線５７．５８ を介し、制御器５４と接続しである。制御器５４は、モータ５３のスピードを変 えるための手動制御装置５６を含む。モータ制御器５４は、電線５９．６０を介 し、電源４２から電力の供給を受ける。ソレノイド弁２４は、絶縁変圧器３６を 介して電源４２に接続されている。より詳細に言えば、ソレノイド弁２４は、電 線３８を介して変圧器３６の一側に接続されており、患者制御スイッチ３０を経 由する電線３２と３４を介して他側に接続されている。

嚢胞性線維症患者は、一般的に弱くて軽い咳をし、肺から粘液を除去する事が出 来に＜＜、時には全く出来ないことがある。高周波振動は、粘液の粘度を低下さ せ、粘液を肺壁から分離するのを助け、もって弱い咳でも肺粘液を除去できるよ うにする。粘液が多少なりとも除去されれば、患者の咳をする力か強まり、従っ て、より多量の粘液を取り除く事か出来るようになる。

図４には、グラフが示されている。低周波線７８は、患者の呼吸周期を示す。低 周波線に部分的に重ねて表示されている高周波線は、ベストブラッダ−１６によ る患者の胸部に対するパルス作用を示している。最初、患者は、幾分浅く呼吸し 、保留吸気量線８２と保留呼気量線８４との間の領域で示されているように、患 者の肺の最大容量のごく一部のみを使用している。肺の粘液が少し除去されると 、患者は肺容量のより多くの部分を使い始める。治療の最終目的は、患者に深呼 吸させて線８６で示される位置まで残留量を減少させることにある。

装置１０を使用するには、先ず患者１２に合ったオーダーメイドのベストブラッ ダ−１６とシェル１４を準備する。ベストブラッダ−１６は、両肺を包囲する胸 部領域を被覆する大きさでなければならない。ベストブラッダーは、胸部上側近 傍に少なくとも一つ、好ましくは二つ、の空気口をもつ単一の空気チャンバを有 する。実験用のベストは、前側に面ファスナーを有する１５ミルのポリウレタン 製のものであった。

シェル１４は、いくつかの既存のタイプのいずれでもよい。例えば、ハードシェ ルは、装着し易いように側面が分離するタイプのものをポリプロピレンで型込め 形成すればよい。一方、シェル１４は非伸縮性のやわらがな布がら形成すればよ い。シェル１４を非伸縮性布地で形成してもよいが、この場合、堅いポリプロピ レン製の板を受容するポケットを司どる前パネル及び後パネルを設ける。

どのシェルも、好ましくは面ファスナーを含む。

ベストブラッダ−１６とシェル１４を患者の胸部にきつ過ぎないようピッタリに 装着した後、ホース５０がそのベストブラッダーに接続される。次いで、３つの モータ２７．５３及び６３のスイッチが入れられる。ソレノイド弁２４が通常閉 状態にあるので、ファン２６は作動しているが、まだベストブラッダ−１６を加 圧するには至っていない。排気ファン６２も作動していて、ベストブラッダ−１ ６の排気をすべく機能している。その後、患者はソレノイド弁２４を開いてベス トブラッダ−１６の加圧を許容し、モータ制御器５４の制御器５６によってセッ トされた周波数の空気パルスで加圧を行うスイッチ３０を閉路とする。装置の加 圧側または排気側からの空気量が多すぎたり、不十分である場合には、手動制御 弁４６と６４が適切に機能する。システムの稼働中、患者は自分の呼吸周期に従 って装置１０を調節することを学ばなければならない。即ち、スイッチ３゜を、 排気時には押し、吸気時には放すことで、排気時にベストブラッダーにパルスを 送り、吸気時にはベストの排気を行わなければならない。その結果は、保留吸気 量線８２に向かって延びる実線７８と、保留排気量線８４に向がって延びる、線 ７８に重なった波状線８０でグラフ様に図４に示しである。各患者に適する高周 波パルスの比率は、患者が吸った空気量、即ち流量を装置１０を用いて、治療時 間の異なる時期に異なる周波数で経験的に測定することによって得られる。本装 置は、患者に適合したパルス周期に調節できるという点で特に有利である。呼吸 サイクルは比較的低周波であり、健康な人間で、約０２から０４ヘルツである。

嚢胞性線維症患者や他の病気を持つ患者の呼吸サイクルは、１から２ヘルツにま で及ぶ。高周波パルスは、一般に、１０乃至３０ヘルツの間であるが、小さい子 供の場合には、３０ヘルツにまで及ぶことがある。いずれにせよ、低周波呼吸周 期は、５ヘルツ以下であり、高周波パルス周期は５ヘルツ以上である。

以下に説明する装置１０°を短時間使用し、また、上記の装置１０を長時間使用 した結果、我々は加圧パルスの波形が、システムの特に重要な特徴であると判定 した。即ち、急速な加圧衝撃力が、緩やかな圧縮力よりも重要である事である。

かくして、実質的に角形の波形をなすパルスの急速な上昇時間が必要である事を 悟ったのである。

実験の結果、我々の好適実施例の装置は、流れ弁６４と排気用送風器６２がない 、図２に示したシステムである。又、シェル１４も不用であると気付いた。

この意味で、好適実施例によるベスト１６は、添付図面には詳しく示されていな いが、それぞれの患者の体形に合せた、肩から腸骨（ｉｌｉａｃ　ｃｒｅｓｔ） までの胴体を覆うテーラ−メイドによるものである。ベスト１６は、厚さ１８ミ リの非伸縮性ポリエステル繊維で形成し、ビニールコーティングか施されている 。各ベスト１６は、上部前面パネルの各側に設けられた２つの空気吸入口を有し ている。

接続チューブは、内径１．８５ｃｍであり、患者による接続を容易にするために 下向きのビニール製ひじ部か設けられている。ベスト１６の前面には、肺の最大 許容量のときにも迅速な着脱が可能となるよう面ファスナーが設けられている。

革帯、即ちストラップは、ベスト１６の左側に重ね合わされ、外方へわずかに引 くだけで容易に解除が可能となっている。ベスト１６は、ずり上がり防止の為の ２つのループを各アームの下方のすき間に有する。これは、患者が着席して使用 する際に問題となるベストのずり上がりを防止するためループ状革帯を装備する ことにしたものである。ベスト１６は、アームの下部及び肩越しにある空気通路 を含む胸部範囲全域にわたってふくらむ。こノヘスト１６は、ビニール接着剤と 工業用ミシンを用いて製造される。全ての縫い目は丈夫なナイロン製糸によりダ ブルスチッチで縫成されている。内側のビニール製チューブは、ベストの内側に フランジを介してひっかけられ、所定の場所に縫着・貼着される。ベスト１６の 内側チューブ５０は、内径２．３ｃｍ、外径２．６ｃｍの透明ポリビニールチュ ーブのロータリー弁２２に接続されている。ベスト１６は、大容量の空気にあっ ては長時間にわたる継続的な空気洩れがパルスを減衰させることが無いので、気 密である必要はない。

空気パルス発生装置は、大きい矩形穴ポート、ロータリー弁で出力制御される大 容量再生送風器からなる。圧ノＪ送風器２６は、１５立方メートル／分の能力を 有し、６０ヘルツで１３０ｍｍＨｇ／ｃｒｎ’の発生能力も持ち、３５０回転で ０５馬力の交流モーターで駆動される。ロータリー弁２２を介し、正圧力と大気 圧とが交互にベストに供給される。吸気、大気圧段階時、システムの正圧力側は 閉鎖されてる。

正圧力とゼロ圧力を交互に提供するロータリー弁２２は、標準型直流速度制御器 ５４によって制御される１／２０馬力直流モータ５３で駆動される。速度制御器 ５４の目盛調整は、タコメータ（図示せず）で行われる。送風器、即ちブロア２ ６は、継続的に作動され、パルス波は、ロータリー弁速度制御器５４により調節 される。

２４ボルト、１２５インチ穴のソレノイド２４は、正圧側ブロワ２６とロータリ ー弁２２との間に位置している。この弁２４は、通常、閉鎖状態にあり、患者の 手あるいは足踏みスイッチ３０の操作による絶縁回路を介して制御される。

患者がスイッチを落とすと、ベスト１６への圧力の供給が中止され、次いでこれ かロータリー弁２４及びベストからの漏出によってしぼむ。開き状態において、 ロータリー弁２４に１３０ｍｍＨｇの正圧が供給され、次いでこれがパルスの到 達を許容する。閉鎖状態において、ロータリー弁２２に圧力が供給されず、ロー タリー弁２２の大気圧側から空となる。これが患者の吸入時に必要な努力を減じ る働きをするのである。手動制御弁４６は、正圧送風器２６とロータリー弁２２ の間に位置する。この弁４６は、ベスト１６に対する空気流（パルス強度）を調 節できるよう設計されている。

異なる周波でロータリー弁２２によって生成される圧力パルスの波形は、ベスト 内に圧力変換装置のプローブを配置して決定された。この圧力変換装置は、波形 が表示され、写真に撮られるオシロスコープに接続された。

後述のバルブ２２の使用により、図８に示されるごとき角形に近い波パルスが１ ０乃至２０ヘルツの周波数でパルス発生器から得られた。パルス周波数を５ヘル ツに下げると、波形はより正弦状になった。２０ヘルツ以上での波形は、スパイ ク状になった。最大圧力と最小圧力の差異は、周波数が上昇するにつれて減少し た。初期圧力上昇の後のわずかな圧力下降で示されたパルスの最大圧力部分で、 いくらかのベストの伸張若しくは接続チューブの膨張が観察された。圧力上昇時 間は、１０ヘルツ、あるいは、それ以上の周波数で圧力下降時間の概ね２倍であ った。角形波１７３の圧力上昇時間は、少なくとも同等の振幅（ｙとＸを比較せ よ）を有する正弦波１７５の２倍であった。圧力上昇時間は、ロータリー弁のポ ート形状及び寸法と、再生ブロワにより発生された定圧との関数である。しかし なから、換気は、システムにおける力と、換気段階で継続的に減少する患者ベス ト内の圧力との関数である。

図５乃至図７には、胸部療法に関連した問題の解決として受入れられる略角形の パルスを生成する代表的な型式のロータリー弁２２が示されている。今がら詳細 に説明するロータリー弁２２は、ハウジング１７２に嵌合するロータアセンブリ １７０を含む。ハウジング１７２は、好ましくはベスト１６に接続される一対の ホースのための混合チャンバを形成するためのカバー１７４を含む。ロータアセ ンブリ１７０はブシュ１７８に対して緊密に滑走可能に配置されたロータ１７６ （図６と図７を参照）を含む。ロータ１７６は、その内部を延びるシャフト１８ ０を含む。分離壁１８２がシャフト１８０の中央部に設けられており、円筒状シ ャッター１８４か分離壁１８２に固定されている。リング状に形成されたカバー プレート１８６は、シャッター１８４の対抗端部に締結され、かつシャフト１８ ０に固定されている。開口部１８８が分離壁１８２の両側のシャッター１８４に 穿設されている。

開口部１８８はシャフト１８０に対して直角の側縁１９０を有し、さらにシャフ ト１８０と平行な先・後端縁１９２．１９４を有する。縁部の交点部分は面とり すればよい。

図５．６に示されるように、ロータ１７６は、ブシュ１７８に嵌合する。ベアリ ング（図示せず）は、ロータ１７６の対向端の各カバープレート１８６に接する ようにシャフト１８０に固着されている。ブシュ１７８に取着されたカバープレ ート１９５は、ベアリングを適正位置に保持する。ブシュ１７８は、ヘアリング を収容する空間を供給するためにロータ１７６のカバー１８６の先まで各端部が 延びている。

ブシュ１７８は、２対の長尺口部１９８．２００を有する。各開口部対は、シャ フト１８０と平行な中心線（図示せず）に沿って延在している。これら２対の開 口部の中心線は、シャフト１８０の軸に対して９０度分離されている。各開口部 １９８．２００は、シャフト１８０に平行で真直の最先端縁及び最後端縁２０２ ．２０４を有する。縁部２０２，２０４の最内部から外方に少し離れた部位で、 縁部は、開口部１９８，２００をさらに広げ、空気流に対する抵抗を減じるため 傾斜している。開口部１９８．２００の端部は半円筒形とすればよい。

図６に示されているように、ロータ１７６の先端縁及び後端縁１９２．１９４と ブシュ１７８の最先端縁及び最後端縁２０２．２０４との相関関係が、開口部の 長尺スリットとしての符合した開閉を許容し、もって圧縮空気の急激な流れ又は その遮断を達成する。特にブシュの真直な最後端縁が、シャッターの真直な後端 縁を通過する時に、長尺の開口部は迅速に膨み、角形波に近いパルス形態の圧縮 空気を送る。図８に示されているような、ロータリー弁２２により生成された角 形波パルスは、より遅い上昇時間を有するパルスをもたらし、正弦波の上昇時間 に近付く円形孔の一致（図示せず）と対比される。角形波パルスは、他のデザイ ンのもの、例えば、線シャトル弁で生成してもよい。

ロータアセンブリ１７０は、図５に示されているように、ハウジング１７２に嵌 め込まれる。ハウジング１７２は、ロータアセンブリ１７０を収容するための中 央円筒形通路２０６を有する。固定ネジ２０８はブシュ１７８にこれが回転しな いように締着されている。従って、シャフト１８０がモータ５３に従来の方法で 締着されているので、ロータ１７６は、自由に回転でき、適切に機能する。一対 の開口部２１０が、ハウジング１７２の矩形壁２１２の１つに形成されている。

開口部２１０は、ロータアセンブリ１７０の開口部２００と符合している。チュ ーブ（図示せず）が、開口部２１０の内側端のフランジに対して取り付けられ、 固定ネジ２１４により所定位置に保持されている。壁２１２に隣接する。壁２１ ６には、もう一対の開口部２１８か形成されている。開口部２１８はロータアセ ンブリ１７０の開口部１９８と符合している。壁２１６の外側面の開口部２１８ には空洞、即ちキャビティが設けられており、このキャビティは、カバープレー ト１７４と共に、ベスト１６から分離壁１８２の一側のロータまでの空気流の交 換が行われる充満チャンバを形成する。カバープレート１７４は、開口部２２２ ．２２４の部位でネジ（図示せず）により壁２１６に通常の方法で取り付けであ る。カバープレート１７４は、ベスト１６に接続されるチューブ（図示せず）を 収容するための一対の開口２２６を含む。チューブ（図示せず）は一対のネジ２ ２８により所定位置に保持されている。

先端縁及び後端縁１９２．１９４の間に延びるシャッター１８４の部分は円筒状 面の９０度部分よりも大きい。分離壁１８２の対向側の縁部は、後端縁１９４が 分離壁１８２の一側の最先端縁２０２を通過する際、先端縁１９２が他側の最後 端縁２０４を通過するような関係になっている。この様に、ベストへの空気流及 びこれからのは、常にブロア２６又は大気と流体連通しており、決して両方同時 に気体連通の状態にはならない。

ロータリー弁２２が上述のごとく作動する下で、膨張可能ベスト１６の内部の各 部分で、圧力が測定された。全ての測定は、大（４，０ＯＯｃ耐）小（２，００ ０ｃゴ）のベストを患者に装着して行われた。大気圧排気時、３９ｎ＋ｍＨｇの 最高最大圧が、２５ヘルツのパルス波でベスト前面上部１／３で測定された。又 、これらの条件の下で２９ｍｍＨｇの最高最小圧が測定された。最低最大圧は、 ２６ｍｍＨｇであり、５ヘルツの最低パルス波で人気ポートから最も離れた部分 （背面下部１／３）で測定された。この条件下で測定された最低最小圧力は８ｍ ｍＨｇであった。大気圧排気時の最大及び最小圧力曲線は、上方にくぼんだもの であり、その差異は、パルス波の増大と共に減少した。４ヘルツでの最大圧力は 、３９ｍｍＨｇであり、最小圧力は２６ｍｍＨｇであった。真空装置を使用した 排気時の最大及び最小圧力曲線は、直線であり、その差異は、５乃至２５ヘルツ で一定であった。

ペスト１６全体を通しての圧力は各周波数で一致していた。どの周波数において も、人気ポートからベストの最も離れた部分までの最高最大圧の差は２ｍｍＨｇ であった。

ベストの寸法や絞め付は具合は、パルス周波数５乃至２５では、最高及び最低い ずれの圧力にも影響は認められなかった。

最大及び最小圧力間の差異は、ベスト全体を通して一定であった。最大の差異は １０．２ｏ及び２５ヘルツで４ｍｍＨｇテアった。又、最小差異は５ヘルツで２ ｍｍＨｇテあった。

背景圧力５ｍｍＨｇでのベストの排気時間は、ベストのサイズ、装着状態に関係 なく、１／２以下であった。この圧力は、充分に低いので吸気は妨げられない。

このわずかな残存圧力は最大パルス圧が数パルスサイクルで得られるようベスト を呼吸周期間を通じて膨らませておくため望ましいものである。

ミネソタ大学で、５人の嚢胞性線維症患者に対して、本発明の装置と従来の胸部 物理療法による粘液（痰）採取量比較がなされた。３０回のセツションにおいて 、１２〜１６ヘルツで本装置を使用し、同じ＜３０回のセツションにおいて従来 の物理療法が、呼吸器系治療有資格者により行われた。治療の日時は同じくされ 、各セツションで集められた粘液の全量が記録された。全ての治療会合の時間は 同じにされた。

初期の臨床段階での観察で、粘液量の増大と肺機能の回復が認められた。従来の 療法セツションにおける平均粘液採取量は、１．８ｃｃであり、発明装置を使用 した別の療法セツションにおいては、３．３ｃｃの粘液採取量があった。平均値 の標準誤差は、それぞれ０３９．０．５４であった。

二側面からの二種類の療法試験の結果は、２つの療法間に重大なる差異（Ｐ値＜ 　、００１）があることを示し、発明装置がより多くの粘液を採取した。

治療効果は、治療試験に参加していない、本発明のベスト利用者、例えば、痰に 緑膿菌（Ｐｓｅｎｄｏｍｏｎａｓ　ａｅｒｕｇｉｎｏｓａ）が混じる嚢胞性線維 症の４８才の男性患者であって、肺機能が全体的に悪化して２年たってから本発 明の装置を２年使用した結果、５年前の肺機能に回復した患者により、定量化し た。さらに、この患者は、本発明によるベスト療法前のチクネジラム・エアロゾ ル走査で上部肝葉における排気作用が不在であると判明したが、本発明のベスト を８ケ月使用した結果、その領域の排気機能が回復した。

我々の初期段階における圧力パルス発生装置は、以下で説明するような速度可変 ピストン、金属ベローやネオブレン・エア・スプリング・ベローを使用した。こ れらには欠点があった。即ち、不十分な正弦パルス波形しか生成できず、患者の 呼吸周期の間にベストをふくらませるための補助空気発生装置が必要であった。

又、大きなベストをふくらませる空気を供給するため、大きな代替ピストン又は ベローが必要となった。騒音、重量、力、空気量調節の困難さ、そして効率の低 いパルス波形が原因して、それらのシステムを好ましくないものとした。

本システムの圧力パルス波は、ロータリー弁サポートの形状及び大きさと、弁に 供給される圧力の関数である。

弁サポートが急速送出デザインとなっているので、短時間での最大開放が可能で ある。パルス生成時、１３０ｍｍＨｇ一定圧気流が、弁に供給される。その圧力 気流は小間切れにされたパルスとなり、膨張したベストへと導かれる。

弁の急速送出作用が、急激な初期圧力の上昇をもたらすので、ベスト及びチュー ブの圧力膨張が観測される。

パルスの圧力降下側は、ベスト内圧力と弁サポートのすイズ及び形状により決定 される。排気口は低周波数で得られた圧力までベストを排気するのに十分な時間 開いていない。最小圧力か高周波数でより高いため、最大パルス圧も増大する。

初期装置では、システムの排気側に１０ｍｍＨｇの補助真空装置が適用された。

これは、圧力変化の減少をもたらし、最大パルス圧を低下させた。補助真空装置 の欠点は、ベストの再膨張時間が０．５秒以下から３〜４秒に延びたことである 。患者は、一様に、大気圧排気システムを好んだ。

患者によって制御されるベストの膨張及び収縮曲線は、周波数に関係なく一定で あった。これにより、患者は苦労なく呼吸できる。患者の最大吸気の直後のパル スが効果的なものになるので、短時間での再膨張は重要である。

いかなる周波数でも、人気ポートからベストの最も離れた部分までのベスト内圧 力の変化はわずか４ｍｍＨｇであり、胴体全体にほぼ同じ強さの圧力のパルスが 与えられ、効果的な療法となった。

ベストのサイズや最適装着状態が圧力にほとんど影響を与えないか、ピッタリ装 着は重要と考える。最小膨張時間の間、ベストはピッタリに装着されていなけれ ばならない。これは、ベスト膨張室の内壁をして患者を押圧せしめる。初期の型 のベストは、非伸縮性外壁及び伸縮性内壁を有していた。この様な条件下におい て、ベストの縁に沿う領域がふくらんでパルス強度を低下させた。

このため、内壁に非伸縮性素材が使用されている。

要するに、予備観察によれば、上述の好適実施例は、標準胸部物理療法より効果 的なものであり、粘液採取量の増大が統計上も表れ、証拠も得られた。

発明開示のしめくくりとして述べるに、上記の装置１０の初期の実施例は、図１ に示されている。装置１０°は図３に概略的に示されている。パルスポンプシス テムは、大型車両用懸架装置として通常使用されている型のエア・ライド・スプ リングとされた一対のベロー８８．９０から成る。ベロー８８．９０は、互いに 反対方向に動き、１．５馬力直流モータ９３により駆動される。このモータは、 中央に据え付けられたクランク・シャフト９６に、５ｍｍのタイミング・ベルト １１２により連結されている。タイミング・ベルトは、一対のプーリ１０８．１ １０と一緒に動く。クランク・シャフトは、軸受部９８．１００によって所定位 置に保持される。直流変速モータ制御器１４２が、モータの速度調節に使用され る。

第一ベロー８８は、患者が装着したベストブラソダ−１６と気体連通している。

典型的に１０〜３０ヘルツでこの第一ベローにより、空気がベスト内へ圧入され 、また排出される。パルスの大きさは、患者のサイズによって設定され、ポンプ ストロークの長さ、ベローの口径によって変る。

第二ベロー９０は、ベスト１６への追加の気流を供給し、この追加気流は患者に よるベストブラソダー接触圧力調節を許容する。これは前述のように患者の吸気 時に胸壁が膨張する間圧力がほとんど、又は全く必要とされないので重要な事で ある。それ故、吸気時、ベストブラッダー内の空気か大気中に放出され、吸気後 、迅速な圧力復帰が、効果的胸部圧縮のため、次の呼吸周期開始前に必要となる 。

第二ベロー９０は一方向弁を通り、小型エアタンク１３０まで延びる空気流を有 する。エアタンクの圧力は、患者の吸気時に約１サイ（ｐｓｉ）まで上昇し、こ の時ベストブラッダ−１６の空気は、大気中に放出される。患者は、指で空気ホ ース１１６の排気口を開閉することによってベストブラッダーの圧力を調節する 。排気口が開いている時、空気は大気中に放出される。患者が排気口を閉じ、ソ レノイド弁１３２を制御するスイッチ１６２も閉じると、エアタンク内の圧縮空 気が膨張可能ベストブラッダー内へどっと流入する。この様な動作により、ベス トは、効果的な胸部振動圧縮に有用な一定圧力を達成すべ（患者が吸気を完了し た後、直ちに再膨張する。

特に詳述すれば、図３に示されている装置１０′は、直流モータ９３により駆動 される第一ベロー８８と第２ベロー９０を含む。第−及び第２ベロー８８．９０ は、反対に向く側の同一のベース部材９２．９４によって保持されている。各ベ ース部材９２．９４は、ベロー８８．９０が圧接される堅固な平坦面を提供する 。クランク・シャフト９６は、軸受部９８１００により支持されている。連結ロ ッド１０２は、一端がクランク・シャフト９６に好適に取り付けてあり、もう一 方の端部かプランジャ１０６に自在継手１０４を介して取り付けられている。こ の説明は、単に機能的構成に関係するものであり、構成に説明か不足しているが 、これは当業者には自明のものであると考える。プーリ１０８．１１０は、をれ ぞれクランク・シャフト９６とモータ９３の軸に、タイミング・ベルト１１２を 支持すべく取り付けである。

第一ベロー８８は、ベストブラッダ−１６とチューブ１１４を介して気体連通し ている。チューブ１１４は、開放端部１１８を有する枝チューブ１１６を含む。

この開放端部は、患者がベストブラッダ−１６に圧力が必要な時に閉じ、ベスト ブラッダ−１６の排気をしたい時に開かれる。第二ベロー９０は、これに向かっ て延びる流れ方向に開放する逆止め弁１２２を有するチューブ１２０を介して補 足空気を受け取る。第二ベロー９０は、又、これから遠ざかる流れ方向に延びる 逆止め弁１２６とチューブ１２４を介して気体連通している。弁１２６は、チュ ーブ１２８を介してエアタンク１３０と気体連通している。空気貯蔵タンク１３ ０は、ソレノイド弁１３０及びチューブ１３６．１３８．１４０を介して、空気 貯蔵タンク１３０から離れる方向にのみ気流を供給する逆止め弁１３４を介して チューブ１１４と気体連通している。ソレノイド弁１３Ｚが開いている時、貯蔵 タンク１３０からの空気は、第一ベロー８８の一方又は両方及びベストブラッダ −１６へ流れる。特に、第一ベロー８８への補足空気は、ベストブラッダ−１６ 又は貯蔵タンク１３０を介して供給される。

モータ９３は、線１４４．１４６を介して制御器１４２と電気的に接続されてい る。制御器１４２は、線１５０．１５２を介して電源１４８に接続されている。

ソレノイド弁１３２は、変圧器１５４により電源１４８から離隔している。変圧 器１５４の第一側は、線１５６．１５８を介して電源１４８に接続されている。

変圧器１５４の第二側はソレノイド弁１３２に線１６０を介して連結され、また 、線１６４．１６６を介して患者用調節スイッチ１６２に接続されている。

実施例１０を使用する際、先ずベスロブラッダーとシェル１６．１４が患者１２ に装着する。患者は片手をチューブ１１６の端部に置き、もう片方の手で、スイ ッチ１６２を把持する。モータ９３が、始動され、モータ制御器１４２を使用し て好適実施例装置１０°に関して説明された様な所望速度に調節される。次いで 患者は、自分自身の呼吸周期に合せた圧縮をいつかけるかを学習しなければなら ない。即ち、呼気時、ベストブラッダ−１６を排気することが一般的に望ましく 、もって患者は次いでスイッチ１６２を開き、チューブ１１６の端部１１８を開 ける。

ＦＩＧ、２ ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、　６ 要約書 胸部振動圧縮装置１０は、嚢胞性線維症患者の肺壁から粘液を剥離し、除去する のを助ける。この装置は、患７の胸部を覆うブラッグ−１６に圧縮空気を供給し 、ブラッダーの排気をする機構１８を含む。また、この装置は、角形波のごとき 高い上昇時間を有するパルスパタンでブラッダーに空気を供給する機構を含む。

加圧パルス及びパルスの適用は、患者による調節１６２が可能である。

補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） １、国際出願の番号 ＰＣＴ／ＵＳ９１１００６２８ ２、発明の名称 胸部圧縮装置 ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国　５５４５５　ミネソタ、ミネアポリス、チャーチ・ス トリート・サウス・イースト　１００名　称　リージエンツ・オブ・ザ・ユニバ ージティー・オブ・ミネソタ ４、代理人 東京都文京区本郷３丁目３０番９号 〒１１３　本郷ゼットニスビル２階 （１）補正書の翻訳文　１通 米国特許第２，５８８，１９２号は、その代表例である。また、体をマツサージ するため振動を供給する衣服は、米国特許第３．３１０，０５０号に示されてい る。しがしながら、その技術は、前述の嚢胞性線維症治療に言及していない。

λ訓至Ｕ 本発明は、人の胸部圧縮装置である。

この装置は人間の胸部領域を加圧する装置を含み、加圧機構は、圧縮空気を受容 するブラッダーを含む。該装置は、さらに、ブラッダーに圧縮空気の圧力パルス を供給する機構を含む。供給されたパルスは、均等な振幅及び周波数の正弦パル スの速さの少なくとも２倍の速さの上昇時間を有する。該装置はさらに、ブラッ ダーからの圧縮空気を排出する機構を含む。

好適実施例において、ロータリー弁は、加圧側からブラッダーに入る空気パルス の比率を決定し、空気が減圧側のブラッダーから出るのを許容する。ロータリー 弁の加圧側に送風器か設けられている。弁は、好ましくは、略角形のパルスを供 給する。これに関連して、弁は、送風器から真直な最前縁部及び最後縁部を有す るブラソダーまで続く通気口を有する一方、弁のロータリーシャッターは、実質 的に平行で真直な先端縁及び後端縁を有する。かくして、通気口が開かれて送風 器とブラッダーとか連通した際、通気口は、広い前面が横に開き、以て実質的に 矩形の波形の圧力パルスの急速な上昇時間を創出する。好適実施例は、また、ロ ータリー弁のいる。

異なる周波でロータリー弁２２によって生成される圧力パルスの波形は、ベスト 内に圧力変換装置のプローブを配置して決定された。この圧力変換装置は、波形 が表示され、写真に撮られるオシロスコープに接続された。

後述のバルブ２２の使用により、図８に示されるごとき角形に近い波パルスが１ ０乃至２０ヘルツの周波数でパルス発生器から得られた。パルス周波数を５ヘル ツに下げると、波形はより正弦状になった。２０ヘルツ以上での波形は、スパイ ク状になった。最大圧力と最小圧力の差異は、周波数が上昇するにつれて減少し た。初期圧ツノ上昇の後のわずかな圧力下降で示されたパルスの最大圧力部分で 、いくらかのベストの伸張若しくは接続チューブの膨張が観察された。圧力上昇 時間は、１０ヘルツ、あるいは、それ以上の周波数で圧力下降時間の概ね２倍で あった。角形波１７３の圧力上昇時間は、少なくとも同等の振幅及び周波数を有 する正弦波１７５の少なくとも２倍の速度であった（ｙをＸと比較せよ）。圧力 上昇時間は、ロータリー弁のボート形状及び寸法と、再生ブロワにより発生され た定圧との関数である。しがしながら、換気は、システムにおける力と、換気段 階で継続的に減少する患者ベスト内の圧力との関数である。

図５乃至図７には、胸部療法に関連した問題の解決として受入れられる略角形の パルスを生成する代表的な型式のロータリー弁２２が示されている。今がら詳細 に説明請求の範囲 １　人体の胸部圧縮装置であって、 該人体の該胸部に力を適用する手段であって、圧縮空気を収容するブラッダーを 含む力摘要手段と、前記ブラッダーに前記圧縮空気の圧力パルスを供給する手段 と、 前記ブラッダーから前記圧縮空気を排気する手段とから成り、前記パルスが、均 等な振幅及び周波数の正弦パルスの上昇時間の少なくとも２倍の速さの上昇時間 を有する、胸部圧縮装置。

２、人体の胸部圧縮装置であって、 該人体の該胸部のキャビティに力を適用する手段であって、圧縮空気を収容する ブラッダーを含む力適用手段と、 圧縮空気の流れを生成する手段と、 前記生成手段からの前記流れを前記ブラッダーに連通せしめる手段と、 前記ブラッダーからの前記圧縮空気を排出する手段とから成り、前記連通手段か 、圧力パルスを形成する手段を含み、前記パルス形成手段が、真直な最後端縁部 を有する開口を有するポートを有する弁を含み、前記弁が、真直な後端縁部を有 するシャッターをさらに有し、前記真直後端縁部が、前記シャッター縁部が前記 開口縁部を通過して前記ブラッダーを前空気生成手段に対して露出させる際に角 形に近いパルスが前記ポート開口の前記真直最後縁部とほぼ平行となっている、 胸部圧縮装置。

３、前記パルス形成手段が、周波数変更手段を含む、請求項２に記載の装置。

４、前記生成手段がら前記パルス形成手段までの前記空気流を遮断する手段を含 む、請求項２に記載の装置。

国際調査報告

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. １．人体の胸部圧縮装置であって、 該人体の該胸部に力を適用する手段であって、圧縮空気を収容するプラツターを 含む力摘要手段と、前記プラツターに前記圧縮空気の圧力パルスを供給する手段 と、 前記プラツターから前記圧縮空気を排気する手段とから成り、前記パルスが、均 等振幅の正弦波の２倍以上速い上昇時間を有する、胸部圧縮装置。
2. ２．人体の胸部圧縮装置であって、 該人体の該胸部のキャビティに力を適用する手段であって、圧縮空気を収容する プラツターを含む力適用手段と、 圧縮空気の流れを生成する手段と、 前記生成手段からの前記流れを前記プラツターに接続する手段と、 前記プラツターからの前記圧縮空気を排出する手段とから成り、前記接続手段が 、真直ぐな最後端縁部を有する開口を有するポートを有する弁を含み、前記弁が 、真直ぐな後端縁部を有するシャッターをさらに有し、前記真直後端縁部が、前 記シャッター縁部が前記開口縁部を通過して前記プラツターを前空気生成手段に 対して露出させる際に角形に近いパルスが前記ポート開口の前記真直最後縁部と ほぼ平行となっている、胸部圧縮装置。
3. ３．前記パルス形成手段が、周波数変更手段を含む、請求項２に記載の装置。
4. ４．前記生成手段から前記パルス形成手段までの前記空気流を遮断する手段を含 む、請求項２に記載の装置。