WO2023228997A1 - 患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法 - Google Patents

患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法 Download PDF

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WO2023228997A1
WO2023228997A1 PCT/JP2023/019448 JP2023019448W WO2023228997A1 WO 2023228997 A1 WO2023228997 A1 WO 2023228997A1 JP 2023019448 W JP2023019448 W JP 2023019448W WO 2023228997 A1 WO2023228997 A1 WO 2023228997A1
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WO
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chest
patient
gas
temperature
cooling
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PCT/JP2023/019448
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佳久 加藤
遥 宇木
夏那 八木
渡邊　厚
浩作 木下
淳 櫻井
Original Assignee
旭化成メディカル株式会社
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F7/00—Heating or cooling appliances for medical or therapeutic treatment of the human body
    • A61F7/12—Devices for heating or cooling internal body cavities
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61H—PHYSICAL THERAPY APPARATUS, e.g. DEVICES FOR LOCATING OR STIMULATING REFLEX POINTS IN THE BODY; ARTIFICIAL RESPIRATION; MASSAGE; BATHING DEVICES FOR SPECIAL THERAPEUTIC OR HYGIENIC PURPOSES OR SPECIFIC PARTS OF THE BODY
    • A61H31/00—Artificial respiration or heart stimulation, e.g. heart massage
    • A61H31/02—"Iron-lungs", i.e. involving chest expansion by applying underpressure thereon, whether or not combined with gas breathing means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours

Definitions

  • the present invention relates to an air supply method to a patient, a ventilator, a chest compression method, a chest compressor, an artificial respiration/chest compression method and its system, and a brain cooling method.
  • Cardiopulmonary resuscitation which is used to resuscitate a patient in cardiac arrest outside the hospital or in an emergency setting, generally involves opening the patient's airway and providing mechanical ventilation or respiration to the patient using a manually operated or powered ventilator. This includes repeated chest compressions and cardiac massage to increase blood flow to the patient's heart, brain, and other vital organs. Furthermore, in view of the fact that it is difficult to manually achieve stable, high-quality cardiopulmonary resuscitation, cardiopulmonary resuscitation machines that automate chest compressions and artificial respiration have been proposed (for example, see Patent Documents 1 and 2). ).
  • the technology for cooling the body surface of cardiac arrest patients has a problem in that it is inferior to the cooling rate of the brain.
  • the technique described above for cooling the inside of the blood vessels of cardiac arrest patients can cool the brain at a relatively fast rate, it must be said that it is highly invasive due to the nature of using catheters etc. .
  • conventional brain cooling techniques lack portability because they often require special equipment, and are difficult to generalize so that anyone can use them because they are complicated to operate.
  • conventional brain cooling techniques are not reliable enough to reliably cool the brain of a cardiac arrest patient even while the heart is stopping, and cannot be used after cardiac arrest has resumed. The problem is that it is limited. From this perspective, experts believe that no technology that is truly superior in terms of practical use has yet been proposed as a technology that can cool the brain early after cardiac arrest. This is the actual situation.
  • the present invention provides a method for delivering air to a patient, an artificial respirator, a method for compressing the chest, a chest compressor, and an artificial respirator, which are comprehensive and highly practical, taking into account the cooling rate of the brain, invasiveness, etc. -
  • the purpose is to provide a chest compression method and its system, as well as a brain cooling method.
  • One aspect of the invention is a ventilator for use with chest compressions on a patient, the ventilator comprising: detection means for detecting whether the patient's chest is being compressed by chest compression; control means for delivering cooled gas to the patient's airway in accordance with the timing at which the detection means detects that the chest is not compressed; an air supply means for guiding the cooled gas to the patient's airway under control by the control means; It is a respirator with
  • the present invention When performing resuscitation treatment for patients who require emergency treatment, such as cardiac arrest patients, outside the hospital or in an emergency setting, the present invention provides a system for delivering chilled gas (hereinafter referred to as cooling gas) into the airways as described above.
  • chilled gas hereinafter referred to as cooling gas
  • This is called transpulmonary cooling, in which the brain is cooled through the lungs and blood.
  • cooling gas is sent into the airway of a patient in cardiac arrest depending on the timing when it is detected that the chest is not being compressed.
  • synchronization conventional guidelines state that after inserting a device to secure an advanced airway in a cardiac arrest patient, cardiac massage using chest compressions and artificial respiration should be performed asynchronously.
  • the timing of artificial respiration in which cooling gas is delivered to the airway of a patient in cardiac arrest, is not particularly limited as long as it corresponds to the timing when it is detected that the chest is not being compressed, but from the viewpoint of minimizing the interruption time of chest compressions as much as possible. Therefore, it cannot be ruled out that ⁇ the supply of cooling gas partially overlaps with the compression of the chest to the extent that fighting does not occur significantly.'' In the synchronization of cooling gas supply and chest compression, there is one period in which only cooling gas supply is performed among the cooling gas supply and chest compression, and one period in which only chest compression is performed among the cooling gas supply and chest compression. A combination of one period is sometimes called one synchronous cycle.
  • the above-mentioned respirator may further include a notification means for notifying a rescuer that it has been detected that the chest is not being compressed.
  • the above-mentioned respirator may be controlled by the control means to automatically start supplying cooling gas to the airway after it is detected that the chest is not being compressed.
  • the above-mentioned respirator is not particularly limited as long as it synchronizes with chest compressions, but if the ratio of (number of chest compressions)/(number of artificial respirations) is 5 or more and 15 or less,
  • the cooling gas feeding operation may be synchronized with the compression operation, or the cooling gas feeding operation may be synchronized with the chest compression operation at a ratio of 5 or more and 8 or less.
  • the above-mentioned artificial respirator is not particularly limited as long as it is synchronized with chest compression, but the number of artificial respirations may be from 1 to 4 times per synchronous cycle, and the number of artificial respirations may be from 1 to 4 times per synchronous cycle. It may be once or more and three times or less, it may be once or twice per synchronous cycle, it may be once per synchronous cycle, or it may be twice per synchronous cycle. .
  • one artificial respiration consists of an inspiratory phase and an expiratory phase.
  • cooling gas supply can partially overlap with chest compression as long as fighting does not occur significantly, but if artificial respiration and chest compression partially overlap, artificial respiration Chest compressions may overlap with artificial respiration during the expiratory phase.
  • Artificial respiration settings are expressed as the time ratio between the inspiratory phase and the expiratory phase (IE ratio), and there are no particular limitations as long as breathing control is possible, but the setting is usually set to maintain a long expiration time, and the IE ratio
  • the ratio may be 1:1 to 1:5.
  • the time of the inspiratory phase is not particularly limited as long as it is a normal inspiratory time during breathing, but examples include 0.1 seconds to 10 seconds, and 1 second to 5 seconds.
  • the exhalation phase time is not particularly limited as long as it is a normal exhalation time during breathing, but examples include 0.1 seconds to 20 seconds, 1 second to 10 seconds, and 1 second to 5 seconds.
  • the above-mentioned respirator may further include a temperature control unit that cools the gas used as the cooling gas.
  • the temperature control unit in the respirator as described above is It may be a storage element for a cooling solvent such as liquid nitrogen, liquid oxygen, dry ice, or an electronic drive element such as a Peltier element.
  • the above-mentioned respirator may further include a gas-filled container filled with gas for use as cooling gas.
  • the gas-filled containers in the above-mentioned respirator may each independently contain oxygen gas, nitrogen gas, and a gas that enhances cooling of the brain via the lungs and blood.
  • the cooling gas may contain helium or nitrogen monoxide.
  • the gas that enhances cooling of the brain via the lungs and blood may contain helium or nitric oxide.
  • the concentration of gas that enhances cooling of the brain via the lungs and blood is not particularly limited, but from the viewpoint of assuming that the sufficient oxygen concentration required by the patient is administered,
  • the concentration of the above-mentioned enhancing gas can be increased or decreased as appropriate.
  • the lower limit of the helium gas concentration may be adjusted to 10% or more, 20% or more, 30% or more, 40% or more, 50% or more, or 60% or more.
  • the upper limit value of the helium gas concentration may be adjusted to 80% or less, 70% or less, 60% or less, 50% or less, 40% or less, 30% or less, or 20% or less.
  • the nitric oxide concentration can be increased or decreased as appropriate while paying attention to methemoglobinemia and an increase in the inhaled nitrogen dioxide concentration, which can be dangerous in a higher concentration range.
  • the lower limit of the nitric oxide concentration may be adjusted to 2 ppm or more, 5 ppm or more, 10 ppm or more, 20 ppm or more, 30 ppm or more, or 40 ppm or more.
  • the upper limit of the nitric oxide concentration may be adjusted to 80 ppm or less, 70 ppm or less, 60 ppm or less, 50 ppm or less, 40 ppm or less, 30 ppm or less, or 20 ppm or less.
  • the concentration of oxygen gas is not particularly limited, but from the viewpoint that it is equal to or higher than the oxygen concentration in the atmosphere, the lower limit of the oxygen concentration is 20% or more, 30% or more, 40% or more. , 50% or more, 60% or more, 70% or more, 80% or more, or 90% or more. Further, the upper limit of the oxygen concentration may be adjusted to 100% or less, 90% or less, 80% or less, 70% or less, 60% or less, 50% or less, or 40% or less.
  • the air supply means is not particularly limited as long as it can eject cooling gas, but it is preferable that it can guide the cooling gas to the patient's airway.
  • the air delivery means may include an oral intubation tube, a nasal intubation tube, a tracheostomy tube, or a breathing mask.
  • the air supply means may include a double-lumen tracheal tube.
  • the air supply means may include a heat insulating material or a heat insulating structure that suppresses heat transfer from the outside air or the inside of the living body.
  • the heat insulating material include common heat insulating materials.
  • the heat insulating structure a structure in which a medium (such as gas) with low thermal conductivity is placed in a space that partitions outside air and inside air is exemplified.
  • the air supply means may include a temperature sensor.
  • control means is not particularly limited as long as it can synchronize the delivery of cooling gas to the patient's airway in accordance with the timing at which it is detected that the chest is not being compressed.
  • control means may further include a setting function for setting the patient's target body temperature, detect the patient's body temperature or the temperature of the temperature sensor, and control the temperature of the cooling gas and the cooling time. good. Further, the amount of ventilation per time when cooling gas is supplied or the number of times of ventilation per unit time may be controlled.
  • the temperature of the cooling gas may be appropriately set so that the temperature of the cooling gas when it actually reaches the patient's body (for example, the tip of the tracheal tube from which the cooling gas is discharged) is within a predetermined range.
  • the predetermined temperature is such that the patient's body temperature can reach the target temperature and that the cooling gas itself does not cause complications (such as frostbite in the trachea) or that the symptoms are mild enough to be tolerated.
  • the temperature of the cooling gas can be set, for example, in a temperature control unit in a ventilator.
  • the above-mentioned respirator may further include a cooled infusion administration means for administering the cooled infusion into the patient's blood vessel.
  • the above-mentioned respirator may further include notification means for notifying rescuers of the timing of infusion administration.
  • Another aspect of the present invention is an air supply method during artificial respiration performed together with chest compression to a patient, comprising: detecting whether the patient's chest is being compressed by chest compressions; a step of delivering cooling gas to the patient's airway in accordance with the timing when it is detected that the chest is not being compressed; This is an air supply method.
  • a chest compressor for use in conjunction with artificial respiration to a patient, comprising: a detection means for detecting whether cooling gas is being delivered to the patient's airway by artificial respiration; control means for synchronizing compression of the patient's chest in accordance with the timing at which the detection means detects that the cooling gas is not being supplied; compression means for compressing the patient's chest in accordance with control by the control means; It is a chest compressor with
  • the chest compressor as described above may further include notification means for notifying the rescuer that it has been detected that the cooling gas is not being supplied.
  • the chest compressor described above may be controlled by a control means to automatically start compression after it is detected that cooling gas is not being supplied.
  • the chest compressor described above is not particularly limited as long as it synchronizes with artificial respiration, but if the ratio (number of chest compressions)/(number of artificial respirations) is 5 or more and 15 or less, artificial respiration is performed. Breathing may be synchronized with chest compression, or artificial respiration may be synchronized with chest compression at a ratio of 5 or more and 8 or less.
  • the chest compressor described above is not particularly limited as long as it is synchronized with artificial respiration, but the number of chest compressions may be 5 or more and 30 or less per synchronous cycle, and the number of chest compressions may be 5 or more and 30 or less per synchronous cycle.
  • Another aspect of the present invention is a method of chest compression performed in conjunction with artificial respiration to a patient, comprising: detecting whether cooling gas is being delivered to the patient's airway by artificial respiration; compressing the patient's chest in accordance with the timing at which it is detected that the cooling gas is not being delivered; This is a chest compression method that has
  • Another aspect of the present invention is an artificial respiration/chest compression system for performing artificial respiration and chest compression on a patient, the system comprising: a chest compressor that compresses the patient's chest; a ventilator that delivers cooling gas to the patient's airway; a control means for synchronizing the compression operation by the chest compressor and the cooling gas delivery operation by the ventilator so that they do not overlap;
  • a chest compressor that compresses the patient's chest
  • a ventilator that delivers cooling gas to the patient's airway
  • a control means for synchronizing the compression operation by the chest compressor and the cooling gas delivery operation by the ventilator so that they do not overlap
  • control means may synchronize the cooling gas delivery operation with the chest compression operation so that the cooling gas is delivered only when the chest is not being compressed.
  • control means further includes a setting function for setting the patient's target temperature, detects the patient's body temperature or the temperature of the temperature sensor provided in the air supply means, and detects the temperature of the temperature sensor provided in the air supply means, and The temperature and cooling time may be controlled by a control means.
  • the artificial respiration/chest compression system as described above may further include a cooled infusion administration means for administering the cooled infusion into the blood vessel of the patient.
  • Another aspect of the present invention is an artificial respiration/chest compression method for performing artificial respiration and chest compression on a patient, the method comprising:
  • This is an artificial respiration/chest compression method in which the steps of compressing the patient's chest and delivering cooling gas to the patient's airways are performed in synchronization so that the compression action and the cooling gas delivery action do not overlap. .
  • Another aspect of the invention is a method of cooling a patient's brain, the method comprising: compressing the patient's chest; detecting whether the patient's chest is being compressed by chest compressions; a step of supplying cooled gas to the patient's airway according to the timing at which it is detected that the chest is not compressed, and guiding the gas to the patient's airway; This is a method of cooling the brain.
  • a method for supplying air to a patient, an artificial respirator, a method for chest compression, a chest compressor, and artificial respiration are provided that are comprehensive, realistic, and practical, taking into account factors such as brain cooling speed and invasiveness.
  • ⁇ We can provide chest compression methods and systems, as well as brain cooling methods.
  • FIG. 1 is a diagram schematically illustrating an example of an artificial respiration/chest compression system according to an embodiment of the present invention. Showing the timing of cardiac massage by chest compression and artificial respiration (cooling gas supply during), (A) asynchronous case, (B) synchronous case (narrow sense), and (C) synchronous case (broad sense).
  • This is a graph of FIG. 3 is a diagram schematically showing and explaining the characteristics of (A) an asynchronous case and (B) a synchronous case.
  • It is a block diagram showing an example of composition of a ventilator in one embodiment of the present invention. It is a block diagram showing another example of composition of a ventilator.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of a chest compressor according to an embodiment of the present invention.
  • 1 is a block diagram showing a configuration example of an artificial respiration/chest compression system according to an embodiment of the present invention. It is a graph showing test results in Test Example 1 (cooling performance confirmation test) of the present invention. It is a graph showing the test results in Test Example 2 (a cooling effect confirmation test by chest compression/artificial respiration) of the present invention.
  • mice Microscopic observation of pig lungs in (A) asynchronous case and (B) synchronous case in Test Example 4 of the present invention (test to confirm the effect on lung damage when controlling chest compression/artificial ventilation asynchronization/synchronization) It is a statue. It is a graph showing the test results (temperature change after the start of cooling) in Test Example 5 (cooling effect confirmation test using helium/oxygen mixed cooling gas) of the present invention. It is a graph showing the test results (temperature change after the start of cooling) in Test Example 6 (cooling effect confirmation test using nitrogen monoxide/oxygen/nitrogen mixed cooling gas) of the present invention.
  • Test Example 7 It is a graph showing test results (brain temperature change 1 hour after the start of cooling) in Test Example 7 (cooling effect confirmation test under various conditions) of the present invention. It is a graph showing the test results (the amount of change in brain temperature 10 minutes after the start of cooling) in Test Example 7 (cooling effect confirmation test under various conditions) of the present invention. It is a graph showing test results (rate of change in glutamic acid over time after the start of cooling) in Test Example 8 of the present invention (test to confirm the brain protection effect of transpulmonary brain cooling using a combination of helium/oxygen mixed cooling gas and rapid cooling infusion).
  • One aspect of the present invention is to provide cardiac massage by repeatedly compressing the patient's chest when resuscitating a patient in cardiac arrest outside the hospital or in an emergency setting, and to supply cooling gas to the patient's airway.
  • the process of administering artificial respiration is performed in synchronization so that the compression action and the cooling gas delivery action do not overlap (see Figures 1 to 3, etc.).
  • This method not only avoids the problems that may occur when the compression operation and the cooling gas delivery operation are performed unsynchronized (asynchronously), but also allows the brain to be cooled by transpulmonary cooling early after cardiac arrest. It is useful in that it cools and protects the body, and it can realize cardiopulmonary resuscitation using a novel hypothermia induction technology that is excellent in terms of practicality ( Figures 2, 3, etc.). reference).
  • patient used in this specification includes, for example, a "cardiac arrest patient” who is the main target in the embodiments described below. This includes not only patients whose heart has completely stopped, but also patients whose heart beats abnormally.
  • rescueers are not particularly limited to those who directly or indirectly rescue patients, but include not only doctors, nurses, and technicians, but also emergency life-saving personnel who are actually involved in patient rescue, etc. , general emergency personnel, and ordinary citizens who were present at the scene of the emergency.
  • the respirator 100 of this embodiment includes a detection means 110, a control means 120, an air supply means 130, an audio guidance device (notification means) 140, a temperature control unit 150, a gas filling container 160, a cooled infusion administration means 170, etc. , a chest compressor 200 or a device configured to be used in conjunction with a chest compression operation by a rescuer.
  • a detection means 110 e.g., a laser scanner, etc.
  • the respirator 100 of this embodiment includes a detection means 110, a control means 120, an air supply means 130, an audio guidance device (notification means) 140, a temperature control unit 150, a gas filling container 160, a cooled infusion administration means 170, etc. , a chest compressor 200 or a device configured to be used in conjunction with a chest compression operation by a rescuer.
  • each configuration described as "...means” includes those that can be described as “...device” or the like.
  • the detection means 110 is means for detecting whether or not the patient's chest is being compressed by the chest compression operation by the chest compressor 200 (see FIG. 4A, etc.).
  • the specific configuration and detection mechanism of the detection means 110 are not particularly limited. For example, it may be configured with a sensor that electrically detects a control signal in the chest compressor 200, or it may be configured with a sensor that electrically detects a control signal in the chest compressor 200. It may be configured with an optical sensor, a pressure sensor, etc. that detects mechanical movement or pressure changes.
  • the signal detected by the detection means 110 of this embodiment is a binary pulse-like qualitative signal consisting of two types of signals: a state in which the chest is compressed and a state in which the chest is not compressed (see FIG. 2).
  • a quantitative signal may be detected by finely dividing the threshold value.
  • information on the operation settings of the chest compressor 200 may be input into the detection means 110 in advance, and the completion of the set operation may be detected.
  • the signal detected by the detection means 110 is transmitted to the control means 120.
  • the control means 120 is composed of a device that controls the operation of the respirator 100, for example, a processing unit, a memory, etc., and is configured to control the operation of the ventilator 100 depending on the timing when the detection means 110 detects that the chest is not being compressed. Synchronize delivery of cooling gas to the patient's airway (see, e.g., FIG. 4A). For example, the control means 120 of this embodiment performs control to automatically start supplying cooling gas to the airway after it is detected that the chest is not being compressed (see FIG. 4A, etc.). Moreover, the control means 120 of this embodiment may also have the function of the temperature control unit 150 (the temperature control unit 150 will be described later). From the viewpoint of minimizing the interruption time of chest compression, it cannot be ruled out that ⁇ the supply of cooling gas partially overlaps with the chest compression within the range where fighting does not occur significantly.''
  • the air supply means 130 is configured as a means having a function of discharging cooling gas into the patient's airway in response to a control signal transmitted from the control means 120.
  • the air supply means 130 includes an air supply device similar to that used in conventional ventilators (for example, an electric pump (not shown), a manual respirator 100a (see FIG. 5), etc.), as well as an air supply device that is supplied from an air supply device. This includes equipment that guides gas into the patient's airway.
  • a tracheal tube 132 is employed as a device for guiding gas, so that cooling gas can be sent into the patient's airway (see FIG. 1, etc.).
  • the tracheal tube 132 may be a double lumen type having an inspiratory line 132in and an expiratory line 132ex (see FIG. 5). However, the above is only a preferred example, and the configuration is not particularly limited as long as the cooling gas can be introduced (or ejected) into the patient's airway. However, it may include an oral intubation tube, a nasal intubation tube, a tracheostomy tube, or a breathing mask. Also, although not particularly shown, the tracheal tube 132 may include a heat insulating material or a heat insulating structure for suppressing heat transfer from the outside air or the patient's body.
  • the air supply means 130 may further include a temperature sensor 134 (see FIG. 4A, etc.; in the figure, a plurality of temperature sensors are indicated as "temperature sensor A” to distinguish them from each other), a flow rate A meter 136, a pressure gauge 137, and an artificial respiration manometer 138 (see FIG. 5) may be provided.
  • the temperature sensor 134 is for detecting the temperature of the cooling gas delivered using the tracheal tube 132 or the like and making it possible to appropriately control the temperature of the gas depending on the situation. In this embodiment, the temperature of the cooling gas is detected at a predetermined location of the tracheal tube 132 (see FIGS. 1 and 4A).
  • temperature sensor B detects the temperature of the patient and transmits the detection result to the control means 120 (see FIG. 4A, etc.).
  • patient temperatures include rectal temperature, bladder temperature, esophageal temperature, eardrum temperature, brain temperature, venous temperature, and arterial temperature.
  • the flow meter 136 and the pressure gauge 137 are arranged, for example, on the gas flow path 135 from the gas filling container 160 to the temperature control unit 150, and measure the flow rate and pressure of the gas flowing through the gas flow path 135 (Fig. 5 reference).
  • An artificial respiration manometer 138 is disposed on the tracheal tube 132 and measures the pressure of the cooling gas within the tracheal tube 132 (see FIG. 5).
  • the audio guidance device 140 is provided as an example of a notification device that notifies a rescuer of the timing to compress the patient's chest or the timing to release compression in response to a signal received from the detection device 110 or the control device 120 (FIG. 4A). etc.). By emitting some kind of sound such as a buzzer sound or guidance sound, the voice guidance device 140 notifies the rescuer of the timing to compress the patient's chest or the timing to release compression.
  • the audio guidance device 140 is only an example of a device that constitutes a notification means, and other devices configured to provide notification using light, vibration, or the like may be used as the notification means.
  • the notification means may also have the function of notifying the rescuer of the administration timing of the cooled infusion (described later). For example, when the voice guidance device 140 of this embodiment receives an instruction from the cooled infusion administering means 170, it can notify the rescuer of the timing of administering the cooled infusion through voice (see FIG. 4A).
  • the temperature control unit 150 is a device that controls a gas used as a cooling gas to a predetermined temperature that is an appropriate temperature (see FIG. 4A). As described above, in this embodiment, the control means 120 also has the function of the temperature control unit 150, but the temperature control unit 150 may be constituted by a device different from the control means 120 (see FIG. 4B). In such a separate device, the temperature control unit 150 may be installed inside the respirator 100, or, for example, the gas-filled container 160 may be installed outside the housing of the respirator 100. If it is, it may be installed outside the respirator 100 (the devices that constitute it), such as being installed alongside the gas filling container 160 (see FIG. 5).
  • the mode of temperature control by the temperature control unit 150 is not particularly limited; for example, the flow rate of the cooling gas may be changed depending on the temperature detected by the temperature sensor 134, or the flow rate of the cooling gas may be changed depending on the temperature detected by the temperature sensor 134, or If gas at room temperature is supplied from the container 160, the temperature may be adjusted by appropriately controlling means for cooling the gas (see FIG. 5).
  • the means for cooling the gas here refers to the means installed to cool the gas as necessary, and specifically, the means for storing cooling solvents such as liquid nitrogen, liquid oxygen, dry ice, etc. It can be configured with an electronic drive element such as a Peltier element. Incidentally, when oxygen gas is supplied, it is preferable that the concentration is adjusted appropriately between 20% and 100%.
  • Such a temperature control unit 150 may include a heat exchanger 154 or may include a heat insulating container 152 (see FIG. 5).
  • the above-mentioned "predetermined temperature” is a temperature suitable for cooling and protecting the patient's lungs and the brain via the blood that passes through the lungs, and the specific values and ranges vary depending on the individual. Although this may change depending on the situation, as mentioned above, the temperature of the cooling gas when it actually reaches the patient's body (for example, the tip of the tracheal tube from which the cooling gas is discharged) is, for example, 30°C or less at the upper limit. , the lower limit can be appropriately set to -30°C or higher.
  • control means described so far is further provided with a setting function for setting the patient's target body temperature, and the control means detects the patient's body temperature or the temperature of the temperature sensor 134, and detects the temperature of the cooling gas and the cooling time. It may also be possible to control the Furthermore, the amount of ventilation per time when cooling gas is delivered, the number of times of ventilation per unit time, the intake flow rate (inhalation speed), or the intake pressure (airway pressure) may be controlled. Such a control function may be realized by the control means 120 described above, or may be realized by the temperature control unit 150. Further, the amount of ventilation per time when cooling gas is supplied or the number of times of ventilation per unit time may be controlled.
  • the temperature of the cooling gas may be appropriately set so that the temperature of the cooling gas when it actually reaches the patient's body (for example, the tip of the tracheal tube from which the cooling gas is discharged) is within a predetermined range.
  • the predetermined temperature is such that the patient's body temperature can reach the target temperature and that the cooling gas itself does not cause complications (such as frostbite in the trachea) or that the symptoms are mild enough to be tolerated. There is no particular limitation as long as it is within the range.
  • the gas-filled container 160 is a container filled with gas to be used as a cooling gas (see FIG. 4A).
  • cooling gases include oxygen gas, nitrogen gas, and gases that enhance cooling of the brain via the lungs and blood. If two or more types of gas are used, separate gas-filled containers 160 containing oxygen gas, nitrogen gas, and a gas that enhances cooling of the brain via the lungs and blood are prepared. (See Figure 5).
  • the gas that enhances cooling of the brain via the lungs and blood may include helium or nitric oxide. Further, the gas-filled container 160 may be placed outside the respirator 100 itself or a series of systems that make up the respirator 100 (see FIGS. 4B and 5).
  • the cooled infusion administering means 170 is provided to administer the cooled infusion into the patient's blood vessels (see FIG. 4A).
  • the notification means 140 may notify the rescuer that the cooled infusion has been administered to the patient.
  • the chest compressor 200 of this embodiment is a device that includes a detection means 210, a control means 220, a compression means 230, a notification means 240, etc., and is configured to be used together with cooling gas supply by the respirator 100 as described above. It is.
  • the compression means 230 is composed of a compression member for compressing the patient's chest and performing cardiac massage, a mechanism for causing the compression member to perform a predetermined operation, a drive source for moving the compression member, and the like.
  • the configuration of the compression means 230 in the chest compressor 200 of this embodiment is not particularly different from the previous one, so it will not be described in detail here, but to give a simple example, It includes an arch section disposed astride the housing, an impact hammer that protrudes downward from the top surface of the arch section and is supported to be movable in the vertical direction, and a drive source for moving the impact hammer in the vertical direction. (See Figure 1).
  • a band-type compression means such as the Autopulse Artificial Resuscitation System (manufactured by Asahi Kasei Sol Medical Co., Ltd.) may be used.
  • the driving source may be electric or gas-driven.
  • the compression means 230 operates to compress the patient's chest in accordance with the control by the control means 220.
  • the detection means 210 detects whether cooling gas is being delivered to the patient's airway by the ventilator 100, and sends a detection signal to the control means 220 (see FIG. 6).
  • the specific configuration and detection mechanism of the detection means 210 are not particularly limited. For example, it may be configured with a sensor that electrically detects a control signal in the artificial respirator 100, or a sensor that electrically detects a control signal in the artificial respirator 100, or It may be configured with an optical sensor, a pressure sensor, etc. that detects mechanical movement or pressure changes.
  • the signal detected by the detection means 210 of this embodiment is, for example, a signal indicating a state where air is being supplied and a state where air is not being supplied (see FIG. 2).
  • information on the operation settings of the ventilator may be inputted into the detection means 210 in advance, and the completion of the set operation may be detected.
  • the control means 220 controls the operation of the compression means 230 so as to compress the patient's chest at a predetermined timing (see FIG. 6).
  • the control means 220 in the chest compressor 200 of this embodiment is configured to compress the patient's chest when the cooling gas is not being delivered, depending on the timing when the cooling gas is not being delivered from the ventilator 100 to the patient.
  • the operation of the compression means 230 is synchronized with the operation of supplying cooling gas by the respirator 100, and the two are performed alternately (herein, this is referred to as synchronization in a narrow sense; see FIG. 2(B)).
  • the control and operation of the respirator 100 (by the control means 120) and the control and operation of the chest compressor 200 (by the control means 220) are linked to provide resuscitation treatment for the patient.
  • the timing of compressing the chest and the timing of delivering cooling gas to the airways are synchronized so that they do not overlap.
  • this does not exclude the possibility that the cooling gas supply partially overlaps with the chest compression within a range where fighting does not occur significantly (in this specification, this is referred to as synchronization in a broad sense.
  • Figure 2) See C See C.
  • the details of the operation timing and control method are not particularly limited as long as the operations are performed while maintaining synchronization in this manner.
  • the control unit 220 may automatically start compression when the control unit 220 determines that the respirator 100 is not delivering cooling gas to the patient.
  • the notification means 240 When the chest compressor 200 is in a predetermined state, the notification means 240 notifies the rescuer as necessary. In this embodiment, the rescuer is instructed to send the cooling gas to the patient's airway or to stop sending the cooling gas to the patient's airway in accordance with the signal received from the detection means 210 or the control means 220. This is provided as an example of a notification means.
  • the artificial respiration/chest compression system 300 is a system configured to perform artificial respiration and chest compression on a patient.
  • the artificial respiration/chest compression system 300 of this embodiment is a system composed of the above-mentioned artificial respirator 100 and chest compressor 200, and further includes a necessary housing 310, control means 320, etc. (Fig. (see 7).
  • the control means 320 performs control to synchronize the compression operation by the chest compressor 200 and the cooling gas delivery operation by the ventilator 100 so that they do not overlap. Such control may be performed by the control means 120 of the respirator 100 and the control means 220 of the chest compressor 200, or may be performed by another control means 320 in cooperation with both control means 120, 220. You can do it like this.
  • the control means 320 in the artificial respiration/chest compression system 300 of this embodiment further includes a setting function for setting the patient's target body temperature, and controls the temperature of the cooling gas and the cooling gas according to the patient's body temperature. This makes it possible to control the cooling time.
  • the patient's body temperature can be determined based on the detection signal of the temperature sensor 139, and the temperature of the cooling gas can be controlled based on the temperature of the tracheal tube 132 detected by the temperature sensor 134.
  • the control means 120, 220, 320 in this embodiment performs cooling gas supply operation.
  • the chest compression operation is synchronized with the patient's airway, and the chest is compressed at a time when cooling gas is not being delivered to the patient's airway.
  • ⁇ the supply of cooling gas partially overlaps with the compression of the chest to the extent that fighting does not occur significantly.
  • Artificial respiration may be synchronized with chest compression at a ratio of 5 or more and 15 or less, or artificial respiration may be synchronized with chest compression at a ratio of 5 or more and 8 or less.
  • the artificial respiration/chest compression system 300 as described above is not particularly limited as long as it performs artificial respiration in synchronization with chest compression, but the number of artificial respirations is between 1 and 4 times per synchronous cycle. It may be once or more and less than or equal to 3 times per synchronous cycle, it may be once or twice per synchronous cycle, it may be once per synchronous cycle, and it may be per synchronous cycle. It may be twice.
  • the artificial respiration/chest compression system 300 as described above is not particularly limited as long as it performs chest compression in synchronization with artificial respiration, but the number of chest compressions is between 5 and 30 times per synchronous cycle.
  • the number of times per synchronous cycle may be 5 or more and 15 or less, the number of times per synchronous cycle may be 5 or more and 10 or less, the number of times per synchronous cycle may be 5 or more, and the number of times per synchronous cycle may be 5 or more and 15 or less. It may be 10 times per synchronous cycle, 15 times per synchronous cycle, or 30 times per synchronous cycle. Note that the details of the operation including these will be explained in more detail in the section of Examples.
  • the artificial respiration/chest compression system 300 described so far or the artificial respirator 100 and chest compressor 200 that constitute it, it is possible to resuscitate patients who require urgent treatment, such as cardiac arrest patients, outside the hospital or in emergency situations.
  • so-called transpulmonary cooling can be performed in which cooling gas is sent into the airways and into the lungs to cool the brain via the lungs and blood as described above.
  • the two are synchronized (i.e., cooling gas is delivered to the airway of a patient in cardiac arrest according to the timing when it is detected that the chest is not being compressed). This makes it possible to avoid the fighting problem that may occur when both are performed asynchronously (see FIGS. 2, 3, etc.).
  • the graph shows an example of resuscitation treatment in which the timing of compressing the patient's chest and performing cardiac massage and the timing of delivering cooling gas to the patient's airway are synchronized so that they do not overlap.
  • the artificial respirator 100, the chest compressor 200, and the artificial respiration/chest compression system 300 will be described in detail by citing various examples (manufacturing examples, test examples, etc.).
  • a prototype product for transpulmonary cooling (prototype for proof of principle) used in the following examples was produced according to the following method. Prior to testing the prototype product obtained in this production example in an animal model, an in vitro performance test was conducted to confirm the cooling performance of intake gas.
  • a respirator 100 was produced that includes a gas filling container 160, a temperature control unit 150, a manual respirator 100a, and a tracheal tube 132 (see FIG. 5).
  • Gas filling container 160 A commercially available medical gas cylinder (oxygen gas or oxygen/nitrogen mixed gas) was used.
  • Temperature control unit 150 A 100% ethanol solution to which dry ice was added was used as a cooling solvent, and 2 liters was filled into a vacuum insulation container 152 to keep it cold (temperature: about -79°C). Furthermore, a stainless steel flexible tube was placed in this vacuum heat insulated container 152 and used as a heat exchanger.
  • Respirator A commercially available Jackson Reese circuit was used as a respirator for manual ventilation.
  • the ventilation bag was inflated and used with inspiratory gas delivered via temperature control unit 150.
  • Tracheal tube 132 An improved version of a commercially available tracheal tube was made and used. That is, in order to increase the heat exchange efficiency in the lungs, a double-lumen tracheal tube was used that allows for individual management of inspiratory gas and exhaled gas without mixing them.
  • commercially available double lumen tubes are only designed for isolated single lung ventilation, we used a tube whose tip was cut off and shaped to allow air to be delivered to both lungs.
  • a chest compressor 200 including a detection means 210, a control means 220, a compression means 230, and a notification means 240 as described in the above embodiment is manufactured.
  • An artificial respiration/chest compression system 300 is manufactured, which is composed of the artificial respirator 100 and the chest compressor 200 as described in the above embodiments, and further includes a housing 310, a control means 320, and the like.
  • Cooling Performance Confirmation Test Using the respirator 100 produced in Example 1, the gas flow rate supplied from two systems of gas filling containers (100% oxygen cylinders) 160 was 10 liters (L)/min each. The flow rate was controlled by the flow meter 136 so that the amount of air was supplied to the manual respirator (Jackson Reese circuit) 100a at a total flow rate of 20 L/min. The number of ventilations using the Jackson Reese circuit was 20 times/min, and the temperature of the discharged gas was measured with a temperature sensor 134 placed at the tip of the tracheal tube 132. As shown in FIG. 8, the temperature of the discharged oxygen gas was cooled to -30° C. or lower about 5 minutes after the start of gas supply, and a constant cooling performance was maintained for one hour.
  • Test method Five minutes after induction of cardiac arrest, cardiac massage was performed for one hour using a mechanical chest compressor LUCAS. At this time, artificial respiration was performed using cooling gas (however, the oxygen concentration was increased or decreased as appropriate at 60% or more) via the artificial respirator 100 produced in Example 1. Artificial respiration was controlled so as not to exceed a maximum of 40 cmH 2 O while monitoring the pressure with an artificial respiration manometer 138 connected to the tracheal tube 132. However, the control modes for cardiac massage and artificial respiration were switched from asynchronous to synchronous within the same animal during continued cooling, as described below. 0 to 44 minutes after the start of cooling: Asynchronous (cardiac massage 100 times/min and artificial respiration 20 times/min are performed independently and continuously) 44-60 minutes after the start of cooling: Synchronous (15 or 30 cardiac massages and 2 artificial respirations performed alternately)
  • Brain temperature Brain parenchymal temperature was measured by inserting a needle-type temperature sensor into the frontal lobe through a hole made in the skull.
  • Blood temperature Measure blood temperature using two Swan-Ganz catheters placed in the aortic arch (the part that carries arterial blood pumped from the left ventricle) and the pulmonary artery (the part that carries venous blood pumped from the right ventricle to the lungs). Temperature/venous temperature was measured.
  • Rectal temperature Measured as an index of whole body temperature with a temperature sensor inserted into the rectum.
  • Eardrum temperature Measured with a temperature sensor inserted near the eardrum through the ear canal.
  • Test Results Figure 9 shows the change in temperature of each measurement site over time.
  • the temperature decreased by 0.4°C in 5 minutes after the start of cooling, but the cooling rate slowed down immediately after that, and from 5 minutes after the start of cooling, the temperature decreased by 0.4°C.
  • the temperature decreased by only 0.4°C ( ⁇ 0.01°C/min). Therefore, in order to suppress the fighting between cardiac massage and artificial respiration, we switched to synchronized control, which greatly improved the rate of decrease in arterial temperature, which decreased by 1.1°C between 40 and 60 minutes after the start of cooling ( ⁇ 0 .06°C/min).
  • the brain temperature decreased around 15 minutes after the start of cooling.
  • brain temperature showed a higher value compared to rectal temperature, which is an index of whole body temperature, but brain temperature decreased at a faster rate than rectal temperature, and eventually compared with rectal temperature. His brain temperature showed a low value.
  • the temperature of the artery flowing through the aortic arch indicates the temperature of blood distributed throughout the body including the brain.
  • the aortic arch is anatomically close to the area where blood flows into the brain via the carotid artery, so brain temperature follows temperature changes in the aortic arch and becomes sensitive. The inventors believe that it reacts and changes.
  • the brain temperature measured this time is different from simple alternative methods such as measuring eardrum temperature (reflecting external carotid artery temperature), which has traditionally been used as a similar site to brain temperature, and is directly measured using a sensor inserted into the brain parenchyma.
  • eardrum temperature reflecting external carotid artery temperature
  • a sensor inserted into the brain parenchyma a sensor inserted into the brain parenchyma.
  • Test method In principle, the method described in Test Example 2 was followed. However, in order to verify whether there is an optimal synchronization ratio for cardiac massage and artificial respiration, the control mode for cardiac massage and artificial respiration was set to synchronization only, and the synchronization ratio was set to 5 times: 1 time, 10 times within the same animal. : 2 times, 15 times: 2 times, 10 times: 2 times at 10 minute intervals, and the ratio was changed to 5 times: 1 time for the last 20 minutes.
  • Test Results Figure 10 shows the change in temperature of each measurement site over time. Of these, focusing on the arterial temperature emitted from the left ventricle, the cooling speed during the first 10 minutes of cooling with a synchronized ratio of cardiac massage and artificial respiration of 5:1 was the highest ( ⁇ 0.13°C/min). ). After that, when the synchronization ratio was changed to 10:2 and 15:2, the rate of decrease in arterial temperature gradually slowed down, but the ratio was changed again to 10:2 and 5:1. The cooling rate improved when the temperature was returned to normal, indicating that cooling efficiency increases as the rate of artificial respiration (ventilation) increases.
  • the brain temperature decreased around 10 minutes after the start of cooling as the blood temperature decreased.
  • the temperature drop per hour was ⁇ 1.0°C for rectal temperature, but ⁇ 1.7°C for brain temperature, which indicates that the brain temperature was preferentially reduced, similar to the test results in Test Example 2.
  • the ability to cool has been reproduced.
  • the inhalation temperature and exhalation temperature measured with a sensor placed in the tracheal tube are shown in FIG. Over the prescribed one-hour cooling period, a certain temperature difference was observed between the intake and expiration temperatures, confirming that the intake cooling gas was warmed by heat exchange and discharged into the exhalation.
  • hypothermia can be induced using heat exchange in the lungs as the mechanism of action, and it has become clear that the rate of decrease can be controlled by the ventilation ratio.
  • Test Example 4 Test to confirm the effect on lung damage when controlling chest compression/artificial ventilation asynchronization/synchronization 1. Preparation of porcine cardiac arrest model Cardiac arrest was induced according to the method described in Test Example 2 above.
  • Test method In principle, the method described in Test Example 2 was followed. However, in order to examine the effect on lung damage in synchronous or asynchronous conditions, two pigs were used, and the artificial respiration conditions were set as follows. Asynchronous control: Cardiac massage (100 times/min) and artificial respiration (20 times/min, pressure controlled to below 30 cmH 2 O) are performed independently and continuously Synchronized control: Cardiac massage and artificial respiration (pressure controlled below 30 cm H 2 O) Control) was carried out at a ratio of 5 times: 1 time. One hour after the start of cooling, the chest of each individual was incised, the lungs were removed, and damage to the lungs was observed macroscopically and under a microscope.
  • Macroscopic observation The entire lungs removed from the chest at autopsy were photographed (see Figure 12). Microscopic observation: After fixing the excised lung with formalin, the upper lobe of the left lung was stained with hematoxylin and eosin (HE) and observed under a microscope (see FIG. 13).
  • HE hematoxylin and eosin
  • Test Results Macroscopically observed images and microscopically observed images of each individual animal are shown in FIGS. 12 and 13. During the asynchronous control, extensive hemorrhage in the lungs and large balloon formation in the alveoli were observed, whereas during the synchronous control, only a limited area of hemorrhage was observed. Similarly, under a microscope, lung damage such as extensive hemorrhage and atelectasis was observed during asynchronous control, whereas normal alveolar images were seen over a wide area during synchronous control.
  • Test method In principle, the method described in Test Example 2 was followed. However, the synchronization ratio of cardiac massage and artificial respiration was 5:1, and a cooling gas containing oxygen gas and helium gas was delivered. The maximum concentration of helium to be mixed was 80%, and the mixing ratio of helium was appropriately increased or decreased within a range that maintained 97% or more while monitoring the arterial blood oxygen saturation. Furthermore, in order to minimize the interruption time of chest compressions, cardiopulmonary resuscitation was performed while partially overlapping the supply of cooling gas with chest compressions to the extent that fighting did not occur significantly. Specifically, each ventilation was a 3-second cycle of 1 second in the inspiratory phase and 2 seconds in the expiratory phase, and the second half of the expiratory phase overlapped with chest compression (see FIG. 2C).
  • Test Results Figure 14 shows the change in temperature of each measurement site over time. Of these, focusing on the temperature of the artery ejected from the left ventricle, the temperature drop per hour is ⁇ 4.0°C.
  • the blood cooling effect is further enhanced. It became clear that It is believed that the physicochemical properties of helium contribute to this enhancement of the cooling effect. That is, since the density of helium is only about 1/7 that of air, turbulence is unlikely to occur and it is thought that helium can be highly diffused into the alveoli. Furthermore, helium's specific heat is about five times that of air, so it easily absorbs heat within the alveoli. These physicochemical properties are thought to enhance the blood cooling effect.
  • Test method In principle, the method described in Test Example 5 was followed. However, a cooling gas containing nitrogen monoxide gas mixed with oxygen gas/nitrogen gas was supplied. The final concentration of nitric oxide to be mixed was 20 to 40 ppm, and while monitoring the arterial blood oxygen saturation, the mixing ratio of nitric oxide was increased or decreased as appropriate within a range that could maintain 97% or more.
  • Test Results Figure 15 shows the change in temperature of each measurement site over time. Of these, focusing on the temperature of the artery ejected from the left ventricle, the temperature drop per hour was ⁇ 2.4°C, confirming the blood cooling effect.
  • hypothermia can be induced using heat exchange in the lungs as a mechanism of action, and that the rate of hypothermia can be controlled by ventilation conditions and the type and composition of inspired gas. Ta.
  • Test method In principle, the method of Test Example 2 was followed. However, the conditions for Groups A to I were as follows. Group A: Cooled oxygen gas (oxygen concentration was increased or decreased as appropriate at 60% or more) was supplied. The control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (the synchronization ratio was as in Test Example 3). Group B: A cooling gas containing nitrogen monoxide gas mixed with oxygen gas/nitrogen gas was supplied. The final concentration of nitric oxide to be mixed was set at 20 to 40 ppm, and the mixing ratio of nitric oxide was increased or decreased as appropriate while monitoring the arterial blood oxygen saturation. The control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (synchronization ratio was 5 times: 1 time).
  • Group C A cooling gas containing oxygen gas and helium gas was supplied.
  • the maximum concentration of helium to be mixed was 80%, and the mixing ratio of helium was increased or decreased as appropriate while monitoring the arterial blood oxygen saturation.
  • the control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (synchronization ratio was 5 times: 1 time).
  • Group D Room temperature gas containing oxygen gas and helium gas was supplied. The concentration of helium to be mixed was in accordance with the conditions of Group C.
  • cooled physiological saline was rapidly injected intravenously (25 mL/min, total 0.5 L/pig).
  • the control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (synchronization ratio was 5 times: 1 time).
  • Group E In addition to the conditions of Group A, a rapid intravenous injection of cooled physiological saline (25-50 mL/min, Total 0.5-1. 0 L/pig). The control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (synchronization ratio was 5 times: 1 time).
  • Group F In addition to the conditions of Group C, cold physiological saline was rapidly injected intravenously (25 mL/min, total 0.5 L/pig) immediately after the start of cardiac massage and artificial respiration. The control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (synchronization ratio was 5 times: 1 time).
  • Group G Room temperature oxygen gas (oxygen concentration was increased or decreased as appropriate at 60% or more) was supplied.
  • the control modes for cardiac massage and artificial respiration were synchronized (synchronization ratio was 5 times: 1 time).
  • Group H The conditions of Group C were followed. However, the control modes for cardiac massage and artificial respiration were asynchronous (cardiac massage 100 times/min and artificial respiration 10 times/min were performed independently and continuously).
  • Group I The conditions of Group G were followed. However, the control modes for cardiac massage and artificial respiration were asynchronous (cardiac massage 100 times/min and artificial respiration 10 times/min were performed independently and continuously).
  • Test Results Figure 16 shows the amount of change in brain temperature from 0 to 60 minutes after the start of cardiac massage and artificial respiration for each group.
  • the temperature drop was greater in Group A (average ⁇ 1.5°C/hour), in which cooled oxygen gas was supplied, than in Group G (average ⁇ 1.0°C/hour), in which room temperature oxygen gas was supplied.
  • Group B average ⁇ 2.5°C/hour
  • Group C average ⁇ 2.5°C/hour
  • Group F average ⁇ 2.1°C/hour
  • group H ( ⁇ 1.0°C/hour), in which helium gas was mixed with cooled oxygen gas in an asynchronous manner, and group C (average ⁇ 2.5°C/hour), which was conducted in the same manner in a synchronous manner.
  • group C (average ⁇ 2.5°C/hour), which was conducted in the same manner in a synchronous manner.
  • the temperature drop was large, and it became clear that synchronous cooling led to faster decline in brain temperature.
  • the amount of change in brain temperature for each group from 0 minutes to 10 minutes after the start of cardiac massage and artificial respiration is shown in FIG. 17 (for groups D, E, and F, the start timing of rapid cooling infusion administration was set to 0).
  • group F who received rapid intravenous injection of cooled physiological saline in addition to the combination of cooled helium gas
  • group C which only used cooled helium gas (average ⁇ 0.1°C/10 minutes)
  • group Compared to group D average ⁇ 0.3°C/10 minutes
  • group E which only used rapid cooling infusion
  • the temperature decrease was as large as ⁇ 0.9°C on average. In other words, it was revealed that the initial speed of brain temperature decline was improved only when cooled helium gas was used in combination with rapid cooling infusion.
  • Test method In principle, the methods for Group D, Group F, Group G, and Group I described in Test Example 7 were followed.
  • microdialysis was used to continuously monitor glutamate in the brain, which is known to be a trigger for brain damage.
  • a microdialysis probe was placed in the hippocampus through a hole made in the skull. From before the start of cardiac arrest induction to the end of cardiopulmonary resuscitation, brain substances were continuously collected via a semipermeable membrane by perfusion with physiological saline using a microsyringe pump at a flow rate of 2 ⁇ L/min. The obtained sample was injected into an HPLC detection system to quantify glutamic acid.
  • Test Results Figure 18 shows the rate of change in glutamic acid over time (mean value ⁇ standard error), where the time before the start of cardiac arrest induction was set as 1.
  • Group G and Group I in which room temperature oxygen gas was insufflated, glutamate increased over time, increasing to 10.1 ⁇ 1.9 times and 52.3 ⁇ 21.7 times, respectively, at the end of cardiopulmonary resuscitation.
  • group D which used room-temperature helium gas in combination with rapid cooling infusion.
  • group F who performed transpulmonary brain cooling using a combination of cooled helium gas and rapid cooling infusion, the increase in glutamate was suppressed to 1.4 ⁇ 0.8 times.
  • Test Example 9 Test to confirm the effect of transpulmonary brain cooling using helium/oxygen mixed cooling gas and cooling infusion on spontaneous cardiac resumption rate 1.
  • Preparation of porcine cardiac arrest post-resuscitation model Cardiac arrest was induced according to the method described in Test Example 2 above. However, the cardiac arrest time without treatment was 7 minutes, and then cardiopulmonary resuscitation was performed in each group according to the following method to evaluate the rate of spontaneous cardiac resumption.
  • Control group Room temperature oxygen gas (oxygen concentration 100%) was supplied.
  • the control modes for cardiac massage and artificial respiration were asynchronous (cardiac massage 100 times/min and artificial respiration 10 times/min were performed independently and continuously).
  • Transpulmonary cooling group A cooling gas containing a mixture of oxygen gas and helium gas was delivered. The helium concentration to be mixed was 80%.
  • Table 1 shows the rate of spontaneous heartbeat resumption and the details of cardiopulmonary resuscitation.
  • the spontaneous heart rate resumption rate was 83% (5/6 dogs) in the control group, and 100% (6/6 dogs) in the transpulmonary cooling group.
  • Number of additional cardiopulmonary resuscitation cycles control group: 1.7 ⁇ 1.5 times, transpulmonary cooling group: 0 times
  • total epinephrine dose control group: 2.3 ⁇ 0.4 mg/pig
  • transpulmonary Both the cooling group: 1.7 ⁇ 0.0 mg/pig control group: 7.0 ⁇ 4.6 times, transpulmonary cooling group: 1.2 ⁇ 0.2 times.
  • the time required from the start of cardiopulmonary resuscitation to the resumption of spontaneous heartbeat was 7.6 ⁇ 0.8 minutes in the control group and 6.5 ⁇ 0.2 minutes in the transpulmonary cooling group.
  • the time until spontaneous heartbeat resumed was shortened in the transpulmonary cooling group.
  • the technology of the present invention makes the interruption time of cardiac massage longer than usual by synchronizing the control modes of cardiac massage and artificial respiration (synchronization ratio is 5 times: 1 time).
  • synchronization ratio is 5 times: 1 time.
  • a ventilator used in conjunction with chest compressions on a patient comprising: detection means for detecting whether the patient's chest is being compressed by chest compression; control means for synchronizing the delivery of cooled gas to the airway of the patient in accordance with the timing at which the detection means detects that the chest is not compressed; an air supply means for guiding the cooled gas to the patient's airway under control by the control means; with a ventilator.
  • respirator according to any one of appendices 1 to 5, further comprising a temperature control unit that cools the gas used as the chilled gas.
  • the temperature control unit The respirator according to appendix 6, which is a storage element for a cooling medium such as liquid nitrogen, liquid oxygen, or dry ice, or an electronic drive element such as a Peltier element.
  • respirator according to any one of appendices 1 to 11, wherein the air delivery means includes an oral intubation tube, a nasal intubation tube, a tracheostomy tube, or a respiratory mask.
  • control means further includes a setting function for setting a target body temperature of the patient, detects the body temperature of the patient or the temperature of the temperature sensor, and controls the temperature and cooling time of the cooled gas. Respirator as described in.
  • respirator according to appendix 17, further comprising a notification means for notifying a rescuer of the timing of administering an infusion.
  • a chest compressor used in conjunction with artificial respiration to a patient comprising: Detection means for detecting whether cooled gas is being delivered to the airway of the patient by artificial respiration; control means for synchronizing compression of the patient's chest in accordance with the timing at which the detection means detects that the cooled gas is not being supplied; compression means for compressing the chest of the patient under control by the control means;
  • the chest compressor according to attachment 20 further comprising notification means for notifying a rescuer that it has been detected that the cooled gas is not being supplied.
  • a chest compression method performed in conjunction with artificial respiration to a patient, detecting whether cooled gas is being delivered to the patient's airway by artificial respiration; compressing the patient's chest in accordance with the timing at which it is detected that the cooled gas is not being supplied;
  • An artificial respiration/chest compression system for performing artificial respiration and chest compression on a patient, the system comprising: a chest compressor that compresses the chest of the patient; a ventilator that delivers cooled gas to the patient's airway; control means for synchronizing the compression operation by the chest compressor and the cooling operation by the artificial respirator; Artificial respiration/chest compression system.
  • the control means further includes a setting function for setting a target body temperature of the patient, detects the body temperature of the patient or the temperature of a temperature sensor included in the air supply means, and determines the temperature of the cooled gas and the cooling time.
  • the artificial respiration/chest compression system according to appendix 26, wherein the artificial respiration/chest compression system is controlled by the control means.
  • An artificial respiration/chest compression method that performs artificial respiration and chest compression on a patient
  • An artificial respiration/chest compression method wherein the step of compressing the patient's chest and the step of delivering cooled gas to the airway of the patient are performed by synchronizing the compression action and the action of delivering the cooled gas.
  • the present invention is suitable for application to an artificial respiration/chest compression system for performing artificial respiration and chest compression on a patient, and an artificial respirator and a chest compressor constituting the system.

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Abstract

脳の冷却速度や侵襲性などを加味した総合的かつ現実的な実用性に優れた、心停止患者への送気方法や人工呼吸器などを提供する。これを実現するべく、本開示に係る人工呼吸器は、心停止患者への心臓マッサージと共に使用される人工呼吸器（１００）であって、心臓マッサージによって心停止患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する検出手段（１１０）と、胸部が圧迫されていないことを検出手段（１１０）が検出したタイミングに応じて冷却ガスを心停止患者の気道に送気するよう制御する制御手段（１２０）と、制御手段（１２０）による制御に応じ冷却ガスを患者の気道に導く送気手段（１３０）と、を有する。

Description

患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法
　本発明は、患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法に関する。
　心停止の患者を病院外や救急にて蘇生治療するための心肺蘇生法には、一般に、患者の気道を確保すること、手動操作または電動の人工呼吸器を用いて患者の人工呼吸または換気を行うこと、および胸部圧迫動作を繰り返して患者の心臓、脳その他の重要器官へ血流を供給するための心臓マッサージを行うこと、が含まれる。また、安定した高品質の心肺蘇生を手動で実現することは難しいことに鑑み、従来、胸部圧迫動作や人工呼吸が自動化された心肺蘇生器が提案されている（例えば、特許文献１，２参照）。
　このようにして心停止患者を蘇生治療する局面において、心停止時から早期に脳を冷却することができるかどうかは、脳が受けるダメージを極力抑え、心停止患者の生存率や社会復帰率を向上させ得るという点で重要な要素のひとつである。従来、このような脳の冷却保護という観点からの提案は少ないものの、それでも、心停止患者の体表面を冷却する技術、カテーテルを使って心停止患者の血管内を冷却する技術などが提案されてはいる。
特許第６６１８８３７号公報 特表２０１５－５３０１８７号公報
　しかし、上記のごとく心停止患者の体表面を冷却する技術には、脳の冷却速度に劣るという課題がある。この点、上記のごとく心停止患者の血管内を冷却する技術は、脳の冷却速度が比較的に速いものではあるが、カテーテルなどを使うという性質上、侵襲性が高いと言わざるを得ない。加えて、従来の脳の冷却技術は、特殊な装置を要することが多いことからポータブル性に欠けること、また、操作が複雑で誰でも扱えるように一般化されにくいという課題がある。さらに、従来の脳の冷却技術は、心停止患者の心臓が停止している最中から確実に脳を冷却できる信頼性のあるものではなく、心停止後に自己心拍が再開してからの使用に限定されるという課題がある。こういった観点からすると、心停止時から早期に脳を冷却することができる技術として現実的な実用性という意味で真に優れたものはいまだ提案されていないというのが専門家の目から見た実情である。
　そこで、本発明は、脳の冷却速度や侵襲性などを加味した総合的かつ現実的な実用性に優れた、患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法を提供することを目的とする。
　本発明の一態様は、患者への胸部圧迫と共に使用される人工呼吸器であって、
　胸部圧迫によって患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する検出手段と、
　検出手段が、胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを患者の気道に送気する制御手段と、
　制御手段による制御に応じ冷却されたガスを患者の気道に導く送気手段と、
を有する、人工呼吸器である。
　病院外や救急にて心停止患者のような緊急の対処が必要な患者の蘇生治療を行うにあたり、本発明では、上記のごとく冷却されたガス（以降、冷却ガスという）を気道に送気して肺に送り込み、当該肺や血液を介して脳を冷却するといういわば経肺冷却を実施する。また、胸部圧迫による心臓マッサージと人工呼吸とを行うにあたっては、胸部が圧迫されていないことが検出されたタイミングに応じて冷却ガスを心停止患者の気道に送気するというように、いわば両者を同期（シンクロ）させつつ実施する。この「同期」の点に関して説明するならば、従来は、心停止患者の高度な気道確保のための器具挿入後は、胸部圧迫による心臓マッサージと人工呼吸とを非同期で行うことがガイドラインに記載されており、両者を非同期で蘇生治療を行う（別言すれば、心臓マッサージと人工呼吸とを互いに関連付けずバラバラで連続実施する）ことが臨床上のコンセンサスであったと言える。ただし、このように両者を非同期で行う場合、ファイティング（胸部圧迫と人工呼吸のタイミングが重複して、患者からの呼気と人工呼吸による吸気がぶつかり合う現象）を完全に回避することが難しく、高気道内圧による肺胞へのダメージ、胸腔内圧上昇による心拍出量の低下、および胸部圧迫の抵抗による換気量の低下などといった問題を内包している。このように、コンセンサスが得られていたとも言える非同期での蘇生治療ではあるが、そこに内包される問題をふまえつつ、上記のごとき「経肺冷却」という従来にはなかった新たな観点、視点から種々の検討と試行とを繰り返した本発明者は、臨床上のコンセンサスとはなっていない同期での蘇生治療を実施することが、ファイティング回避につながることはもちろんのこと、脳の冷却速度の向上にも寄与することを知見するに至った。かかる知見に基づき完成するに至った本発明は、脳の冷却速度や侵襲性などを加味した総合的かつ現実的な実用性に優れた蘇生治療用の器具や方法などを実現化する。
　冷却ガスを心停止患者の気道に送気する人工呼吸のタイミングは、胸部が圧迫されていないことが検出されたタイミングに応じていれば特に限定されないが、胸部圧迫の中断時間を極力少なくする観点から、「ファイティングが大きく発生しない範囲で冷却ガスの送気が胸部の圧迫と部分的に重複すること」が排除されるものではない。
　冷却ガス送気と胸部圧迫との同期において、冷却ガス送気および胸部圧迫のうち冷却ガス送気のみが行われる一つの期間、および、冷却ガス送気および胸部圧迫のうち胸部圧迫のみが行われる一つの期間の組み合わせを、一同期サイクルと呼ぶことがある。
　上記のごとき人工呼吸器は、胸部が圧迫されていないことが検出されたことを救護者に知らせる通知手段をさらに備えていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器は、胸部が圧迫されていないことが検出された後、制御手段により自動で冷却ガスの気道への送気を開始するように制御されるものであってもよい。
　上記のごとき人工呼吸器は、胸部圧迫と同期させて行うものであれば特に限定されないが、（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で胸部圧迫の動作に冷却ガスの送気動作を同期させるものであってもよく、５以上８以下の比率で胸部圧迫の動作に冷却ガスの送気動作を同期させるものであってもよい。
　上記のごとき人工呼吸器は、胸部圧迫と同期させて行うものであれば特に限定されないが、人工呼吸の回数は、一同期サイクルあたり１回以上４回以下であってもよく、一同期サイクルあたり１回以上３回以下であってもよく、一同期サイクルあたり１回又は２回であってもよく、一同期サイクルあたり１回であってもよく、一同期サイクルあたり２回であってもよい。
　例えば、人工呼吸の一回は、吸気相および呼気相からなる。ファイティングが大きく発生しない範囲で冷却ガスの送気が胸部の圧迫と部分的に重複することができるのは上記の通りであるが、人工呼吸と胸部圧迫とが部分的に重複する場合、人工呼吸の呼気相において胸部圧迫が人工呼吸と重複し得る。
　人工呼吸の設定は、吸気相と呼気相の時間比（IE比）で表され、呼吸管理が可能な条件であれば特に限定されないが、通常は呼気時間が長く保つように設定され、IE比で１：１～１：５が例示され得る。また、IE比を１：１以上で行う様式（逆比換気）で設定することもでき、呼吸管理が可能な条件であれば特に限定されないが、１：１～５：１が例示される。
　吸気相の時間は、呼吸における通常の吸気時間であれば特に限定されないが、０．１秒以上１０秒以下、１秒以上５秒以下が例示される。
　呼気相の時間は、呼吸における通常の呼気時間であれば特に限定されないが、０．１秒以上２０秒以下、１秒以上１０秒以下、１秒以上５秒以下が例示される。
　上記のごとき人工呼吸器は、冷却ガスとして使用するためのガスを冷却する温度制御ユニットをさらに備えていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器における温度制御ユニットが、
　液体窒素、液体酸素、ドライアイスなどの冷却溶媒の貯蔵要素、もしくは
　ペルチェ素子などの電子駆動素子
であってもよい。
　上記のごとき人工呼吸器は、冷却ガスとして使用するためのガスが充填されたガス充填容器をさらに備えていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器におけるガス充填容器が、それぞれ独立に酸素ガス、窒素ガス、および肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスを含むガス充填容器であってもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、冷却ガスがヘリウムもしくは一酸化窒素を含むものであってもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、肺や血液を介する脳の冷却を亢進させるガスが、ヘリウムもしくは一酸化窒素を含むものであってもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、肺や血液を介する脳の冷却を亢進させるガスの濃度は特に限定されないが、患者が必要とする十分な酸素濃度が投与されていることを前提とする観点から、例えば動脈血酸素飽和度をモニタリングしながら、上述の亢進ガスの濃度を適宜増減することができる。ヘリウムガス濃度の下限値として１０%以上、２０%以上、３０%以上、４０%以上、５０%以上、６０%以上に調節されていてもよい。また、ヘリウムガス濃度の上限値として８０%以下、７０%以下、６０%以下、５０%以下、４０%以下、３０%以下、２０%以下に調節されていてもよい。一酸化窒素濃度は、さらに高濃度域で危険性が発生するメトヘモグロビン血症及び吸入二酸化窒素濃度増加を注意しながら適宜増減させることができる。一酸化窒素濃度の下限値として、２ｐｐｍ以上、５ｐｐｍ以上、１０ｐｐｍ以上、２０ｐｐｍ以上、３０ｐｐｍ以上、４０ｐｐｍ以上に調節されていてもよい。一酸化窒素濃度の上限値として８０ｐｐｍ以下、７０ｐｐｍ以下、６０ｐｐｍ以下、５０ｐｐｍ以下、４０ｐｐｍ以下、３０ｐｐｍ以下、２０ｐｐｍ以下に調節されていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、酸素ガスの濃度は特に限定されないが、大気中の酸素濃度と同等以上であるとの観点から、酸素濃度の下限値として20%以上、30%以上、40%以上、50%以上、60%以上、70%以上、80%以上、90%以上に調節されていてもよい。また、酸素濃度の上限値として100%以下、90%以下、80%以下、70%以下、60%以下、50%以下、40%以下に調節されていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、送気手段は冷却ガスを噴出できれば特に限定されないが、冷却ガスを患者の気道に導くことができることが好ましい。
　上記のごとき人工呼吸器において、送気手段が、経口挿管チューブ、経鼻挿管チューブ、気管切開チューブ、もしくは呼吸マスクを含んでいてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、送気手段が、ダブルルーメン型の気管チューブを含んでいてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、送気手段が、外気もしくは生体内からの熱伝達を抑止する断熱素材又は断熱構造を含んでいてもよい。断熱素材としては、一般的な断熱素材が例示される。また、断熱構造としては、例えば、外気と内気とを仕切る空間に熱伝導性の低い媒体（気体等）を配置する構造が例示される。
　上記のごとき人工呼吸器において、送気手段が、温度センサーを備えていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器において、制御手段は、胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却ガスを患者の気道に送気するよう同期させることができれば特に限定されない。
　上記のごとき人工呼吸器において、制御手段が、患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備え、患者の体温又は温度センサーの温度を検出し冷却ガスの温度および冷却時間を制御してもよい。また、冷却ガスを送気する１回あたり換気量や単位時間あたり換気回数を制御してもよい。
　冷却ガスの温度は、実際に患者の体内（例えば、冷却ガスが吐出される気管チューブの先端）に到達した際の当該冷却ガスの温度が所定の範囲内となるよう適宜に設定すればよい。当該所定の温度は、患者の体温を目標温度に到達させることができ、かつ冷却ガス自体によって合併症（気管での凍傷など）が生じないか、又は許容できる範囲の軽度な症状を呈する程度の範囲であれば特に限定されないが、上限で３０℃以下、下限で－３０℃以上、が例示される。冷却ガスの温度は、例えば人工呼吸器における温度制御ユニットにて設定することができる。
　上記のごとき人工呼吸器は、冷却した輸液を患者の血管内に投与する冷却輸液投与手段をさらに備えていてもよい。
　上記のごとき人工呼吸器は、輸液の投与タイミングを救護者に知らせる通知手段をさらに備えていてもよい。
　本発明の別の一態様は、患者への胸部圧迫と共に行う人工呼吸の際の送気方法であって、
　胸部圧迫によって患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する工程と、
　胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却ガスを送気して患者の気道に導く工程と、
を有する、送気方法である。
　本発明の別の一態様は、患者への人工呼吸と共に使用される胸部圧迫器であって、
　人工呼吸によって患者の気道へ冷却ガスが送気されているかどうかを検出する検出手段と、
　検出手段が、冷却ガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて患者の胸部を圧迫するよう同期させる制御手段と、
　制御手段による制御に応じ患者の胸部を圧迫する圧迫手段と、
を有する、胸部圧迫器である。
　上記のごとき胸部圧迫器は、冷却ガスが送気されていないことが検出されたことを救護者に知らせる通知手段をさらに備えていてもよい。
　上記のごとき胸部圧迫器は、冷却ガスが送気されていないことが検出された後、制御手段により自動で圧迫を開始するように制御されるものであってもよい。
　上記のごとき胸部圧迫器において、人工呼吸と同期させて行うものであれば特に限定されないが、（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で人工呼吸を胸部圧迫と同期させるものであってもよく、５以上８以下の比率で人工呼吸を胸部圧迫と同期させるものであってもよい。
　上記のごとき胸部圧迫器は、人工呼吸と同期させて行うものであれば特に限定されないが、胸部圧迫の回数は、一同期サイクルあたり５回以上３０回以下であってもよく、一同期サイクルあたり５回以上１５回以下であってもよく、一同期サイクルあたり５回以上１０回以下であってもよく、一同期サイクルあたり５回であってもよく、一同期サイクルあたり１０回であってもよく、一同期サイクルあたり１５回であってもよく、一同期サイクルあたり３０回であってもよい。
　本発明の別の一態様は、患者への人工呼吸と共に行う胸部の圧迫方法であって、
　人工呼吸によって患者の気道へ冷却ガスが送気されているかどうかを検出する工程と、
　冷却ガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて、患者の胸部を圧迫する工程と、
を有する、胸部圧迫方法である。
　本発明の別の一態様は、患者への人工呼吸と胸部圧迫とを行うための人工呼吸・胸部圧迫システムであって、
　患者の胸部を圧迫する胸部圧迫器と、
　患者の気道に冷却ガスを送気する人工呼吸器と、
　胸部圧迫器による圧迫動作と、人工呼吸器による冷却ガスの送気動作とが重なり合わないように同期させる制御手段と、
を備える、人工呼吸・胸部圧迫システムである。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システムにおいて、制御手段が、胸部が圧迫されていないときにのみ冷却ガスを送気するように、胸部圧迫の動作に冷却ガスの送気動作を同期させてもよい。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システムにおいて、制御手段が、患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備え、患者の体温または送気手段が備える温度センサーの温度を検出し、冷却ガスの温度および冷却時間を制御手段により制御してもよい。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システムは、冷却した輸液を患者の血管内に投与する冷却輸液投与手段をさらに備えていてもよい。
　本発明の別の一態様は、患者に人工呼吸と胸部圧迫とを行う人工呼吸・胸部圧迫方法であって、
　患者の胸部を圧迫する工程および患者の気道に冷却ガスを送気する工程を、圧迫動作と冷却ガスの送気動作とが重なり合わないように同期させて行う、人工呼吸・胸部圧迫方法である。
　本発明の別の一態様は、患者の脳を冷却する方法であって、
　患者の胸部を圧迫する工程と、
　胸部圧迫によって患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する工程と、
　胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを患者の気道に送気してガスを患者の気道に導く工程と、
を有する、脳冷却方法である。
　本発明によれば、脳の冷却速度や侵襲性などを加味した総合的かつ現実的な実用性に優れた、患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法を提供することができる。
本発明の一実施形態における人工呼吸・胸部圧迫システムの一例を概略的に説明する図である。 胸部圧迫による心臓マッサージと人工呼吸（の際の冷却ガス送気）のタイミングを示す、（Ａ）非同期の場合、（Ｂ）同期（狭義）の場合、（Ｃ）同期（広義）の場合のそれぞれのグラフである。 （Ａ）非同期の場合と（Ｂ）同期の場合のそれぞれの特徴を概略的に示して説明する図である。 本発明の一実施形態における人工呼吸器の構成例を示すブロック図である。 人工呼吸器の他の構成例を示すブロック図である。 ガス充填容器および温度制御ユニットを接続した回路を２系統用意し、これらを並列に接続した後、人工呼吸器に連結した構成について示す図である。 本発明の一実施形態における胸部圧迫器の構成例を示すブロック図である。 本発明の一実施形態における人工呼吸・胸部圧迫システムの構成例を示すブロック図である。 本発明の試験例１（冷却性能確認試験）における試験結果を示すグラフである。 本発明の試験例２（胸部圧迫・人工呼吸による冷却効果確認試験）における試験結果を示すグラフである。 本発明の試験例３（胸部圧迫・人工呼吸の各同期比率における冷却効果確認試験）における試験結果（冷却開始後の温度変化）を示すグラフである。 本発明の試験例３（胸部圧迫・人工呼吸の各同期比率における冷却効果確認試験）における試験結果（冷却開始後の吸気温と呼気温の変化）を示すグラフである。 本発明の試験例４（胸部圧迫・人工呼吸非同期／同期の制御時における肺ダメージへの影響確認試験）における、（Ａ）非同期の場合と（Ｂ）同期の場合それぞれのブタの肺の写真画像である。 本発明の試験例４（胸部圧迫・人工呼吸非同期／同期の制御時における肺ダメージへの影響確認試験）における、（Ａ）非同期の場合と（Ｂ）同期の場合それぞれのブタの肺の顕微鏡観察像である。 本発明の試験例５（ヘリウム・酸素混合冷却ガスによる冷却効果確認試験）における試験結果（冷却開始後の温度変化）を示すグラフである。 本発明の試験例６（一酸化窒素・酸素窒素混合冷却ガスによる冷却効果確認試験）における試験結果（冷却開始後の温度変化）を示すグラフである。 本発明の試験例７（各種条件による冷却効果確認試験）における試験結果（冷却開始１時間後の脳温変化量）を示すグラフである。 本発明の試験例７（各種条件による冷却効果確認試験）における試験結果（冷却開始１０分後の脳温変化量）を示すグラフである。 本発明の試験例８（ヘリウム・酸素混合冷却ガスと急速冷却輸液併用での経肺脳冷却による脳保護効果確認試験）における試験結果（冷却開始後のグルタミン酸経時変化率）を示すグラフである。
　以下、図面を参照しつつ本発明の好適な実施形態を詳細に説明する（図１等参照）。
　本発明の一態様は、心停止状態の患者を病院外や救急等にて蘇生治療する際、当該患者の胸部を繰り返し圧迫して心臓マッサージを施す工程と、患者の気道に冷却ガスを送気するという人工呼吸を施す工程とを、圧迫動作と冷却ガスの送気動作とが重なり合わないように同期させて行うというものである（図１～３等参照）。かかる手法は、圧迫動作と冷却ガスの送気動作とを同期させずに（非同期で）実施した場合に生じうる問題を回避できることはもちろん、かつ、これが心停止時から早期に経肺冷却により脳を冷却して保護することにつながるという点で有用であり、現実的な実用性という意味で優れた新規な低体温導入技術による心肺蘇生法を実現させうるものである（図２、図３等参照）。
　以下では、このような心肺蘇生法を実現させうる人工呼吸器、胸部圧迫器のそれぞれについて、図を参照しつつ好適な形態を説明する。また、これら両装置で構成されるシステムや、これら装置を用いて行う心肺蘇生のための各種手法についても以下において説明する。
　なお、本明細書で用いる用語についてここで説明しておくと以下のとおりである。本明細書で用いる用語「患者」としては、以下に示す実施形態で主たる対象となる「心停止患者」が例示されるが、「心停止患者」には、心臓の拍動が通常よりも低下している患者であれば特に限定されないが、完全に心臓が止まった患者のみならず、心臓が異常な拍動をする患者も含まれる。また、「救護者」には、患者を直接的又は間接的に救護する者であれば特に限定されないが、医師、看護師や技師のみならず、実際に患者の救護等に携わる、救急救命士、一般の救急隊員、救急現場に居合わせた一般市民らも含まれる。
［人工呼吸器］
　上記のごとき心肺蘇生法に用いられる人工呼吸器の一例を説明する（図１、図４Ａ等参照）。本実施形態の人工呼吸器１００は、検出手段１１０、制御手段１２０、送気手段１３０、音声ガイダンス装置（通知手段）１４０、温度制御ユニット１５０、ガス充填容器１６０、冷却輸液投与手段１７０などを備え、胸部圧迫器２００又は救護者による胸部圧迫動作と共に使用されるように構成された機器である。なお、本明細書において「……手段」として表記する各構成には、「……装置」などとして表記することができるものが含まれる。
　検出手段１１０は、胸部圧迫器２００による胸部圧迫動作によって患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する手段である（図４Ａ等参照）。検出手段１１０の具体的な構成や検出の仕組みは特に限定されることはなく、例えば胸部圧迫器２００における制御信号を電気的に検出するセンサーで構成されていてもよいし、胸部圧迫動作に伴う機械的な動きや圧力変化を検出する光学センサーや圧力センサーなどで構成されていてもよい。本実施形態の検出手段１１０が検出する信号は、胸部が圧迫されている状態と圧迫されていない状態という２種類の信号からなる２値のパルス状の定性的な信号であるが（図２参照）、閾値を細かに分ける等により定量的な信号を検出することとしてもよい。また、予め胸部圧迫器２００の動作設定の情報を検出手段１１０に入力しておき、当該設定した動作の作動の完了を検出することとしてもよい。検出手段１１０が検出した信号は、制御手段１２０に送信される。
　制御手段１２０は、人工呼吸器１００の動作等を制御する装置、例えば演算処理装置やメモリなどの装置で構成されており、胸部が圧迫されていないことを検出手段１１０が検出したタイミングに応じて冷却ガスを患者の気道に送気するよう同期させる（図４Ａ等参照）。例えば本実施形態の制御手段１２０は、胸部が圧迫されていないことが検出された後、冷却ガスの気道への送気を自動で開始するという制御を実施する（図４Ａ等参照）。また、本実施形態の制御手段１２０は、温度制御ユニット１５０としての機能を併せ持つ場合がある（温度制御ユニット１５０については後述する）。胸部圧迫の中断時間を極力少なくする観点から、「ファイティングが大きく発生しない範囲で冷却ガスの送気が胸部の圧迫と部分的に重複すること」が排除されるものではない。
　送気手段１３０は、制御手段１２０から送信される制御信号に応じて冷却ガスを患者の気道に吐き出す機能を備えた手段として構成されている。送気手段１３０には従前の人工呼吸器におけると同様の送気装置（例えば電動ポンプ（図示省略）や用手式人工呼吸器１００ａ（図５参照）など）のほか、送気装置から送られたガスを患者の気道まで導くための装置などが含まれる。本実施形態では、ガスを導くための装置として気管チューブ１３２を採用し、冷却ガスを患者の気道に送り込むことができるようにしている（図１等参照）。気管チューブ１３２は、吸気ライン１３２inと呼気ライン１３２exとを有するダブルルーメン型であってもよい（図５参照）。ただし上記は好適な一例にすぎず、冷却ガスを患者の気道に導く（あるいは噴出する）ことができる構成である限りは特に限定されることはなく、送気手段１３０は、このほか、特に図示はしないが、経口挿管チューブ、経鼻挿管チューブ、気管切開チューブ、あるいは呼吸マスクなどを含む構成であってもよい。また、こちらも特に図示してはいないが、気管チューブ１３２が、外気あるいは患者らの生体内からの熱伝達を抑止するための断熱素材又は断熱構造を含んでいてもよい。
　また、送気手段１３０は、場合によってはさらに温度センサー１３４（図４Ａ等参照。図中では、複数設けられている温度センサーを互いに区別するべく「温度センサーＡ」と表示している）、流量計１３６、圧力計１３７、人工呼吸用マノメーター１３８（図５参照）を備えていてもよい。温度センサー１３４は、気管チューブ１３２等を使って送気される冷却ガスの温度を検出し、状況に応じて当該ガスの温度を適切に制御することを可能とするためのものであり、一例として本実施形態では当該気管チューブ１３２の所定の箇所において冷却ガスの温度を検出している（図１、図４Ａ参照）。また、もうひとつの温度センサー（図中では「温度センサーＢ」と表示している）１３９は、患者の温度を検出し、検出結果を制御手段１２０に送信する（図４Ａ等参照）。患者の温度としては、直腸温、膀胱温、食道温、鼓膜温、脳温、静脈温、動脈温などが挙げられる。
　流量計１３６と圧力計１３７は、例えばガス充填容器１６０から温度制御ユニット１５０に至るまでのガス流路１３５上に配置され、当該ガス流路１３５を流れるガスの流量や圧力を計測する（図５参照）。人工呼吸用マノメーター１３８は気管チューブ１３２に配置され、当該気管チューブ１３２内の冷却ガスの圧力を計測する（図５参照）。
　音声ガイダンス装置１４０は、検出手段１１０又は制御手段１２０から受信した信号に応じ、患者の胸部を圧迫するタイミング又は圧迫を解除するタイミングを救護者に知らせる通知手段の一例として設けられている（図４Ａ等参照）。ブザー音やガイダンス音声など、何らかの音声を発することによって音声ガイダンス装置１４０は患者の胸部を圧迫するタイミング又は圧迫を解除するタイミングを救護者に知らしめる。なお、音声ガイダンス装置１４０は、通知手段を構成する装置の一例にすぎず、この他、光や振動などによって通知する構成の装置を通知手段として用いてもよい。また、通知手段は、冷却輸液（後述）の投与タイミングを救護者に知らせる機能を併せ持っていてもよい。例えば本実施形態の音声ガイダンス装置１４０は、冷却輸液投与手段１７０からの指示を受けた際、音声でもって冷却輸液の投与タイミングを救護者に知らしめることもできる（図４Ａ参照）。
　温度制御ユニット１５０は、冷却ガスとして使用するためのガスを適温となる所定の温度に制御する装置である（図４Ａ参照）。上記のとおり、本実施形態では制御手段１２０が温度制御ユニット１５０としての機能を併せ持っているが、制御手段１２０とは別の装置で温度制御ユニット１５０を構成してもよい（図４Ｂ参照）。そのように別の装置とする場合、温度制御ユニット１５０は、人工呼吸器１００の内部に設置されていてもよいし、あるいは、例えばガス充填容器１６０が人工呼吸器１００の筐体の外部に設置されているのであれば当該ガス充填容器１６０に併設される等、人工呼吸器１００（を構成する装置）の外部に設置されていてもよい（図５参照）。なお、温度制御ユニット１５０による温度制御の態様は特に限定されるものではなく、例えば、温度センサー１３４による検出温度に応じて冷却ガスの流量を変化させるものであってもよいし、あるいは、ガス充填容器１６０から常温のガスが供給される場合であれば当該ガスを冷却するための手段を適度に制御して温度を調節するというものであってもよい（図５参照）。ここでいうガスを冷却するための手段とは、必要に応じてガスを冷却するために併設されるもので、具体的には液体窒素、液体酸素、ドライアイスなどといった冷却溶媒の貯蔵要素や、ペルチェ素子などといった電子駆動素子などで構成することができる。ちなみに、酸素ガスを供給する場合のその濃度は、酸素濃度20%～100%の間で適宜に調節されているのがよい。このような温度制御ユニット１５０は熱交換器１５４を備えていてもよいし、断熱容器１５２を含むものであってもよい（図５参照）。なお、上記の「所定の温度」とは、患者の肺さらには肺を経由した血液を介して脳を冷却して保護するに適した温度であり、その具体的な数値や範囲は個別具体的な状況に応じて変わりうるが、前記の通り、実際に患者の体内（例えば、冷却ガスが吐出される気管チューブの先端）に到達した際の当該冷却ガスの温度が、例えば上限で３０℃以下、下限で－３０℃以上、となるよう適宜に設定することができる。また、ここまで説明した制御手段に、患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備えさせ、かかる制御手段によって患者の体温又は温度センサー１３４の温度を検出し、冷却ガスの温度および冷却時間を制御することとしてもよい。また、冷却ガスを送気する１回あたり換気量、単位時間あたり換気回数、吸気流量（吸気速度）、あるいは吸気圧（気道内圧）を制御してもよい。かかる制御機能は、上記の制御手段１２０によって実現してもよいし、温度制御ユニット１５０によって実現してもよい。また、冷却ガスを送気する１回あたり換気量や単位時間あたり換気回数を制御してもよい。冷却ガスの温度は、実際に患者の体内（例えば、冷却ガスが吐出される気管チューブの先端）に到達した際の当該冷却ガスの温度が所定の範囲内となるよう適宜に設定すればよい。当該所定の温度は、患者の体温を目標温度に到達させることができ、かつ冷却ガス自体によって合併症（気管での凍傷など）が生じないか、又は許容できる範囲の軽度な症状を呈する程度の範囲であれば特に限定されない。
　ガス充填容器１６０は、冷却ガスとして使用するためのガスが充填された容器である（図４Ａ参照）。冷却ガスの具体例として、酸素ガス、窒素ガス、あるいは肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスが挙げられる。２種類以上のガスを用いる場合にはそれに対応させ、それぞれ独立に酸素ガス、窒素ガス、および肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスなどを含む個別のガス充填容器１６０を用意してもよい（図５参照）。肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスが、ヘリウムもしくは一酸化窒素を含むものであってもよい。また、ガス充填容器１６０は、人工呼吸器１００自体あるいはそれを構成する一連のシステムの外部に配置されていてもよい（図４Ｂ、図５参照）。
　冷却輸液投与手段１７０は、冷却した輸液を患者の血管内に投与するために設けられている（図４Ａ参照）。冷却輸液が患者に投与されたことを通知手段１４０で救護者に通知するようにしてもよい。
［胸部圧迫器］
　続いて、上記のごとき心肺蘇生法に用いられる胸部圧迫器の一例を説明する（図６等参照）。本実施形態の胸部圧迫器２００は、検出手段２１０、制御手段２２０、圧迫手段２３０、通知手段２４０などを備え、上記のごとき人工呼吸器１００による冷却ガス供給と共に使用されるように構成された機器である。
　圧迫手段２３０は、患者の胸部を圧迫して心臓マッサージをするための圧迫部材や、圧迫部材に所定の動作をさせるための機構、圧迫部材を動かす駆動源などで構成される。本実施形態の胸部圧迫器２００における圧迫手段２３０の構成自体は従前におけるものと特に変わるものではないためここでは詳細に説明することはしないが、簡単に例を挙げるならば、胸骨の胸部上方に跨るように筐体に配置されるアーチ部、アーチ部の天面部分から下方に突出して上下方向に移動可能に支持される衝撃槌、衝撃槌を上下方向に移動させるための駆動源などを含む（図１参照）。また、オートパルス人工蘇生システム（旭化成ゾールメディカル社製）のような、バンド式の圧迫手段であっても良い。駆動源は、電動式である場合、ガス駆動式である場合などがある。圧迫手段２３０は、制御手段２２０による制御に応じて患者の胸部を圧迫する動作をする。
　検出手段２１０は、人工呼吸器１００により患者の気道へ冷却ガスが送気されているかどうかを検出し、検出信号を制御手段２２０に送信する（図６参照）。検出手段２１０の具体的な構成や検出の仕組みは特に限定されることはなく、例えば人工呼吸器１００における制御信号を電気的に検出するセンサーで構成されていてもよいし、人工呼吸動作に伴う機械的な動きや圧力変化を検出する光学センサーや圧力センサーなどで構成されていてもよい。本実施形態の検出手段２１０が検出する信号は、例えば送気されている状態と送気されていない状態を示す信号である（図２参照）。また、予め人工呼吸器の動作設定の情報を検出手段２１０に入力しておき、当該設定した動作の作動の完了を検出することとしてもよい。
　制御手段２２０は、所定のタイミングで患者の胸部を圧迫するように圧迫手段２３０の動作を制御する（図６参照）。本実施形態の胸部圧迫器２００における制御手段２２０は、人工呼吸器１００から患者へ冷却ガスが送気されていないタイミングに応じ、冷却ガスが送気されていないときに患者の胸部を圧迫するよう、人工呼吸器１００による冷却ガスの送気動作に圧迫手段２３０の動作を同期させて両者を交互に実施する（本明細書ではこれを狭義の同期と呼ぶ。図２（Ｂ）参照）。このように、本実施形態では、人工呼吸器１００の（制御手段１２０による）制御や動作と、胸部圧迫器２００の（制御手段２２０による）制御や動作とを連携させ、患者の蘇生治療をする際、胸部を圧迫するタイミングと、気道に冷却ガスを送気するタイミングとが重なり合わないように互いを同期させる。もっとも、「ファイティングが大きく発生しない範囲で冷却ガスの送気が胸部の圧迫と部分的に重複すること」が排除されるものではない（本明細書ではこれを広義の同期と呼ぶ。図２（Ｃ）参照）。本実施形態においては、このように同期をとりつつ動作させる限りにおいて動作タイミングや制御のしかたについての詳細を特に限定しない。例えば、人工呼吸器１００による冷却ガスが患者に送気されていないと判断した制御手段２２０により、自動で圧迫を開始するように制御してもよい。
　通知手段２４０は、胸部圧迫器２００が所定の状態にある場合にそのことを必要に応じて救護者に通知する。本実施形態では、検出手段２１０又は制御手段２２０から受信した信号に応じ、患者の気道へ冷却ガスを送気するタイミング又は患者の気道へ冷却ガスを送気するのを解除するタイミングを救護者に知らせる通知手段の一例として設けられている。
［人工呼吸・胸部圧迫システム］
　人工呼吸・胸部圧迫システム３００は、患者への人工呼吸と胸部圧迫とを行うために構成されたシステムである。本実施形態の人工呼吸・胸部圧迫システム３００は、上述のごとき人工呼吸器１００と胸部圧迫器２００とで構成されるシステムであり、さらに、必要な筐体３１０、制御手段３２０などを含む（図７参照）。
　制御手段３２０は、胸部圧迫器２００による圧迫動作と人工呼吸器１００による冷却ガスの送気動作とが重なり合わないように同期させるべく制御する。このような制御は、人工呼吸器１００の制御手段１２０と胸部圧迫器２００の制御手段２２０とで行うようにしてもよいし、別の制御手段３２０で両制御手段１２０，２２０と連携しながら行うようにしてもよい。また、本実施形態の人工呼吸・胸部圧迫システム３００における制御手段３２０は、患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備えていて、患者の体温に応じて冷却ガスの温度や冷却ガスによる冷却時間を制御することを可能としている。患者の体温は、温度センサー１３９の検出信号に基づいて求めることができ、冷却ガスの温度は、温度センサー１３４によって検出した気管チューブ１３２の温度に基づいて制御することができる。
　このような人工呼吸・胸部圧迫システム３００において人工呼吸を行う際には、胸部圧迫器２００によって患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出したうえで、胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却ガスを患者の気道に送気する。また、このような人工呼吸・胸部圧迫システム３００において胸部圧迫を行う際には、人工呼吸器１００によって患者の気道へ冷却ガスが送気されているかどうかを検出したうえで
冷却ガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて患者の胸部を圧迫する（図２（Ｂ）参照）。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システム３００あるいはそれを構成する人工呼吸器１００や胸部圧迫器２００を使用するにあたり、本実施形態における制御手段（１２０，２２０，３２０）は、冷却ガスの送気動作に胸部圧迫の動作を同期させ、患者の気道に冷却ガスが送気されていないタイミングで胸部を圧迫するのは上述したとおりである。もっとも、「ファイティングが大きく発生しない範囲で冷却ガスの送気が胸部の圧迫と部分的に重複すること」が排除されるものではない。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システム３００において、人工呼吸と胸部圧迫とを同期させて行うものであれば特に限定されないが、（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で人工呼吸を胸部圧迫と同期させるものであってもよく、５以上８以下の比率で人工呼吸を胸部圧迫と同期させるものであってもよい。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システム３００は、人工呼吸を胸部圧迫と同期させて行うものであれば特に限定されないが、人工呼吸の回数は、一同期サイクルあたり１回以上４回以下であってもよく、一同期サイクルあたり１回以上３回以下であってもよく、一同期サイクルあたり１回又は２回であってもよく、一同期サイクルあたり１回であってもよく、一同期サイクルあたり２回であってもよい。
　上記のごとき人工呼吸・胸部圧迫システム３００は、胸部圧迫を人工呼吸と同期させて行うものであれば特に限定されないが、胸部圧迫の回数は、一同期サイクルあたり５回以上３０回以下であってもよく、一同期サイクルあたり５回以上１５回以下であってもよく、一同期サイクルあたり５回以上１０回以下であってもよく、一同期サイクルあたり５回であってもよく、一同期サイクルあたり１０回であってもよく、一同期サイクルあたり１５回であってもよく、一同期サイクルあたり３０回であってもよい。なお、これらをはじめとする動作時の詳細については実施例の欄にてより詳細に説明する。
　ここまで説明した人工呼吸・胸部圧迫システム３００あるいはそれを構成する人工呼吸器１００や胸部圧迫器２００によれば、病院外や救急にて心停止患者のような緊急の対処が必要な患者の蘇生治療を行うにあたり、上記のごとく冷却ガスを気道に送気して肺に送り込み、当該肺や血液を介して脳を冷却するといういわば経肺冷却を実施することができる。また、胸部圧迫による心臓マッサージと人工呼吸とを行うにあたっては、胸部が圧迫されていないことが検出されたタイミングに応じて冷却ガスを心停止患者の気道に送気するというように両者を同期（シンクロ）させつつ実施することとし、両者を非同期で実施する場合に起こりうるファイティングの問題を回避することを可能としている（図２、図３等参照）。
　なお、上述の実施形態は本発明の好適な実施の一例ではあるがこれに限定されるものではなく本発明の要旨を逸脱しない範囲において種々変形実施可能である。例えば上述の実施形態では、患者の胸部を圧迫して心臓マッサージを施すタイミングと、患者の気道に冷却ガスを送気するタイミングとが重なり合わないように同期させつつ行う蘇生治療の一例をグラフに示しつつ説明したが（図２（Ｂ）参照）、これは好適な一例にすぎない。すなわち、圧迫のタイミングと冷却ガス送気のタイミングとで互いに重なり合う部分が寸分もないという理想的な工程の一例を示せば図に示したようになるが（図２（Ｂ）参照）、これは、圧迫のタイミングと冷却ガス送気のタイミングとが僅かながら重なり合うような工程がすべて排除されることを意味しない。要は、従来手法を実施した場合のファイティングの問題やそれによる影響を減少させうるものであれば、圧迫のタイミングと冷却ガス送気のタイミングとが重なり合うような工程であってもそのこと自体、問題ではない。むしろ、そのことに拘泥しすぎることなく、患者の蘇生治療の観点から大局的により好適な手法を見出し構築することが重要である。そのような観点からの別のアプローチの一例を示すならば、例えば、圧迫のタイミングと冷却ガス送気のタイミングとができるだけ重なり合わないようにすることを前提としつつも、血流の観点から心臓マッサージを中断する時間を短縮するという観点から、ファイティングの影響を許容できる範囲内において両者が重なり合う時間がより多くなるように調整しつつ同期させる、といった手法を構築することも可能である。
　以下、人工呼吸器１００、胸部圧迫器２００そして人工呼吸・胸部圧迫システム３００について、各種実施例（作製例、試験例、等）を挙げつつ詳しく説明する。なお、下記の実施例に用いる経肺冷却用のプロトタイプ品（原理実証用の試作品）は、以下の方法に従って作製した。今回の作製例で得られたプロトタイプ品は、動物モデルでの試験に供すに先立ち、ｉｎ　ｖｉｔｒｏでの性能試験を行い、吸気ガスの冷却性能を確認した。
〔実施例１〕
　ガス充填容器１６０、温度制御ユニット１５０、用手式人工呼吸器１００ａ、気管チューブ１３２から構成される人工呼吸器１００を作製した（図５参照）。詳細には、以下のものを使用した。
ガス充填容器１６０：市販医療用ガスボンベ（酸素ガスもしくは酸素・窒素混合ガス）を使用した。
温度制御ユニット１５０：ドライアイスを添加した１００％エタノール溶液を冷却溶媒として使用し、2リットルを真空断熱容器１５２に充填して保冷した（温度：約－７９℃）。さらに、この真空断熱容器１５２にステンレス製蛇管を入れ、熱交換器として用いた。
人工呼吸器：用手式に換気を行う人工呼吸器として、市販のジャクソンリース回路を用いた。温度制御ユニット１５０を介して送達される吸気ガスにて換気バッグを膨張させて使用した。
気管チューブ１３２：市販の気管チューブの改良品を自作して用いた。すなわち、肺での熱交換効率を高められるよう、吸気ガスと呼気ガスを混合させずに個別管理可能なダブルルーメン型気管チューブを用いた。但し、市販のダブルルーメンチューブは、分離片肺換気用に設計された製品のみであるため、両肺に送気できるようにチューブの先端部分を切除し形状を加工したものを使用した。
　上述のガス充填容器１６０および温度制御ユニット１５０を接続した回路を２系統用意し、これらを並列に接続した後、用手式人工呼吸器１００ａに連結した（図５参照）。
〔実施例２〕
　上記実施形態にて説明したごとき検出手段２１０、制御手段２２０、圧迫手段２３０、通知手段２４０を備える胸部圧迫器２００を作製する。
〔実施例３〕
　上記実施形態にて説明したごとき人工呼吸器１００と胸部圧迫器２００とで構成され、さらに筐体３１０、制御手段３２０などを含む人工呼吸・胸部圧迫システム３００を作製する。
〔試験例１〕冷却性能確認試験
　実施例１で作製した人工呼吸器１００を用い、２系統のガス充填容器（１００％酸素ボンベ）１６０から供給されるガス流量をそれぞれ１０リットル（Ｌ）／分となるよう流量計１３６にて制御し、２０Ｌ／分の総流量にて用手式人工呼吸器（ジャクソンリース回路）１００ａに送気した。ジャクソンリース回路による換気回数は２０回／分とし、気管チューブ１３２の先端に留置した温度センサー１３４にて、吐出されるガスの温度を計測した。吐出される酸素ガスの温度は、図８に示す通り、ガスの送気開始から約５分後に－３０℃以下まで冷却され、かつ１時間にわたって一定の冷却性能が維持された。
〔試験例２〕胸部圧迫・人工呼吸による冷却効果確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　雄性ブタ４０±５ｋｇを用い、イソフルラン麻酔下において、ペーシングカテーテルを介した心臓への直接電気刺激によって心停止を誘導した。無処置の心停止時間は５分間とし、次いで以下の方法に従い、心肺蘇生時に実施例１の人工呼吸器を介した経肺冷却を実施した。
２．試験方法
　心停止誘導５分後から、機械式胸部圧迫器ＬＵＣＡＳを用いて心臓マッサージを１時間にわたって実施した。このとき、実施例１で作製した人工呼吸器１００を介した冷却ガス（但し、酸素濃度は６０％以上で適宜増減）を用いて人工呼吸を行った。人工呼吸は、気管チューブ１３２に連結した人工呼吸用マノメーター１３８で圧力をモニタリングしながら、最大で４０ｃｍＨ２Ｏを超えないよう制御した。但し、心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは、以下の通り、同一動物個体のなかで、冷却継続中に非同期から同期にて切り替えた。
冷却開始０～４４分後：非同期（心臓マッサージ１００回／分と人工呼吸２０回／分を独立させて連続実施）
冷却開始４４～６０分後：同期（心臓マッサージ１５回もしくは３０回、人工呼吸２回の比率で交互に実施）
＜測定項目＞
　冷却効果は、以下の通り、各部位に留置した温度センサーあるいは温度センサー付きカテーテルを介して測定した。
脳温：頭蓋骨に開けた穴を介して前頭葉にニードル式温度センサーを穿刺して脳実質温度を測定した。
血液温：大動脈弓部（左心室から拍出される動脈血を運ぶ部位）および肺動脈（右心室から肺に送り出される静脈血を運ぶ部位）にそれぞれ留置した２本のＳｗａｎ－Ｇａｎｚカテーテルを用いて動脈温／静脈温を測定した。
直腸温：直腸に挿入した温度センサーにて全身温度の指標として測定した。
鼓膜温：外耳道を介して鼓膜付近に挿入した温度センサーにて測定した。
３．試験結果
　各測定部位の温度の経時的変化を図９に示した。このうち、左心室から拍出される動脈温に着目すると、非同期での制御モードでは、冷却開始５分間で０．４℃低下したものの、その後すぐに冷却速度は緩徐になり、冷却開始５～４０分後の間では０．４℃しか低下しなかった（Δ０．０１℃／分）。そこで、心臓マッサージと人工呼吸のファイティングを抑制するため、同期の制御に切り替えたところ、動脈温の低下速度が大きく向上し、冷却開始４０～６０分後の間で１．１℃低下した（Δ０．０６℃／分）。
　さらに、血液温の低下に伴って、冷却開始１５分後あたりから脳温が低下した。特に、冷却開始初期においては、全身温度の指標とした直腸温と比較して、脳温は高値を示したものの、直腸温より速い速度で脳温が低下し、最終的には直腸温と比較して脳温が低値を示した。
　以上より、経肺的に心臓から拍出される動脈温を低下させ、これが脳を優先的に冷却できることにつながる原理が実証された。すなわち、大動脈弓部を流れる動脈の温度は、脳をはじめ全身に分配される血液の温度を示している。理論に拘泥するものではないが、解剖学的にも大動脈弓部は頸動脈を介して脳に流入する近接部位であることから、大動脈弓部の温度変化に追従して、脳温が鋭敏に反応し変化すると本発明者らは考えている。今回測定した脳温は、従来から脳温と近似した部位として汎用される鼓膜温（外頸動脈温を反映）測定のような簡便な代替手段と異なり、脳実質に穿刺したセンサーにて直接測定した値であるため、温度低下のタイミングが動脈温より遅かったと考えられるが、本試験結果から、動脈温を低下させることにより、脳実質の温度が確実に低下することが示された。従って、本明細書にて開示されている同期制御によって、非同期制御と比較して、動脈温の低下速度を大きく向上できることが明らかとなったことにより、胸部圧迫・人工呼吸を同期させることは、脳温の低下に大きく寄与すると考えられる。
〔試験例３〕胸部圧迫・人工呼吸の各同期比率における冷却効果確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。
２．試験方法
　原則、試験例２に記載の方法に従った。但し、心臓マッサージと人工呼吸に最適な同期比率があるかどうか検証するため、心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期のみとし、同一動物個体のなかで同期比率を５回：１回、１０回：２回、１５回：２回、１０回：２回の順に１０分間隔で変更し、最後の２０分間は５回：１回の比率とした。
＜測定項目＞
　前述した試験例２に記載の方法に従い、各部位の温度を計測した。但し、以下の２項目についても温度を計測した。
吸気温：気管チューブ１３２の先端（冷却ガス吐出口）に留置した温度センサー１３４にて気管内における冷却ガスの温度を測定した。
呼気温：気管チューブ１３２の出口（呼気ガス出口）にて留置した温度センサー１３４にて肺で熱交換された呼気温度を測定した。
３．試験結果
　各測定部位の温度の経時的変化を図１０に示した。このうち、左心室から拍出される動脈温に着目すると、心臓マッサージと人工呼吸の同期比率を５回：１回とした冷却開始１０分間の冷却スピードが最も高かった（Δ０．１３℃／分）。その後、同期比率を１０回：２回、１５回：２回の順に切り替えると、動脈温の低下速度は徐々に緩やかになったが、再び１０回：２回、５回：１回の順に比率を元に戻すと冷却速度が向上したことから、人工呼吸（換気）の割合を高めるほど冷却効率が高まることが明らかになった。
　脳温度は、試験例２における試験結果と同様に、血液温の低下に伴い冷却開始１０分後あたりから低下した。１時間あたりの温度低下は、直腸温でΔ１．０℃であったのに対し、脳温ではΔ１．７℃であったことから、試験例２における試験結果と同様に、脳を優先的に冷却できることが再現された。さらに、気管チューブ内に留置したセンサーにて測定した吸気温と呼気温を図１１に示した。所定の1時間の冷却期間にわたり、吸気温と呼気温で一定の温度差がみられたことから、吸気用の冷却ガスが熱交換によって温められ、呼気中に排出されることが確認された。
　以上から、肺での熱交換を作用機序として、低体温を導入可能であることが裏付けられ、かつその低下速度は換気の比率で制御し得ることが明らかとなった。
〔試験例４〕胸部圧迫・人工呼吸非同期／同期の制御時における肺ダメージへの影響確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。
２．試験方法
　原則、試験例２に記載の方法に従った。但し、同期あるいは非同期での肺のダメージへの影響を検討するため、ブタ２頭を用い、人工呼吸の条件をそれぞれ以下の通りとした。
非同期制御：心臓マッサージ（１００回／分）および人工呼吸（２０回／分，圧力は３０ｃｍＨ２Ｏ以下に制御）を独立して連続実施
同期制御：心臓マッサージと人工呼吸（圧力は３０ｃｍＨ２Ｏ以下に制御）を５回：１回の比率で実施
　冷却開始１時間後、それぞれの個体の胸部を切開して肺を摘出し、肺のダメージを肉眼的および顕微鏡下にて観察した。
＜測定項目＞
肉眼的観察：剖検時に胸部から摘出した肺の全体像を写真撮影した（図１２参照）。
顕微鏡観察：摘出した肺をホルマリン固定後、左肺の上葉をヘマトキシリン・エオジン（ＨＥ）染色し顕微鏡下にて観察した（図１３参照）。
３．試験結果
　それぞれの動物個体の肉眼的観察像および顕微鏡観察像を図１２、図１３に示した。非同期制御時では肺の広範囲にわたる出血や肺胞に大きなバルーン形成がみられたのに対し、同期制御時では出血範囲が限定的にみられただけであった。同様に、顕微鏡下においても、非同期制御時では広範囲の出血・無気肺といった肺障害がみられたのに対し、同期制御時では正常な肺胞像が広範囲にみられた。
　以上より、同期制御によって動脈温低下速度を高められる要因のひとつは、高気道内圧によって生じる肺のダメージを軽減することで、肺での熱交換効率を高められることであると裏付けられた。
〔試験例５〕ヘリウム・酸素混合冷却ガスによる冷却効果確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。
２．試験方法
　原則、試験例２に記載の方法に従った。但し、心臓マッサージと人工呼吸の同期比率は５回：１回とし、酸素ガスにヘリウムガスを混合した冷却ガスを送気した。混合させるヘリウム濃度は最大で８０％とし、動脈血酸素飽和度をモニタリングしながら９７％以上を維持できる範囲で、ヘリウムの混合割合を適宜増減させた。さらに、胸部圧迫の中断時間を極力少なくする観点から、ファイティングが大きく発生しない範囲で冷却ガスの送気を胸部の圧迫と部分的に重複させながら、心肺蘇生を行った。具体的には、１回あたりの換気は、吸気相１秒、呼気相２秒、の３秒サイクルとし、呼気相の後半１秒は胸部圧迫と重複させた（図２Ｃ参照）。
＜測定項目＞
　前述した試験例２に記載の方法に従い、各部位の温度を計測した。
３．試験結果
　各測定部位の温度の経時的変化を図１４に示した。このうち、左心室から拍出される動脈温に着目すると、１時間あたりの温度低下はΔ４．０℃であり、吸入用酸素ガスにヘリウムガスを混合させることで、血液の冷却効果がさらに高まることが明らかとなった。この冷却効果の増強作用は、ヘリウムの物理化学的特性が寄与していると考える。すなわち、ヘリウムの密度は空気の１／７程度しかないため、乱流が発生しにくく、肺胞内に高拡散できると考えられる。さらに、ヘリウムの比熱は空気の約５倍あるため、肺胞内で熱を奪いやすい。これらの物理化学的特性によって、血液の冷却効果が高まったと考えられる。
　特筆すべき点は、この大動脈弓部における血液温の低下に追従して、脳温低下が１時間あたりΔ２．９℃まで到達し、さらなる冷却スピード向上につながることが明らかになったことである。これは、外頸動脈温を反映した鼓膜温の低下スピードも１時間あたりΔ４．３℃まで向上していることと一致しており、経肺的に冷却された血液が心臓から拍出され、頸動脈を介して脳を冷却できることが実証された。
〔試験例６〕一酸化窒素・酸素窒素混合冷却ガスによる冷却効果確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。
２．試験方法
　原則、試験例５に記載の方法に従った。但し、酸素ガス・窒素ガスに一酸化窒素ガスを混合した冷却ガスを送気した。混合させる一酸化窒素の終濃度は２０～４０ｐｐｍとし、動脈血酸素飽和度をモニタリングしながら９７％以上を維持できる範囲で、一酸化窒素の混合割合を適宜増減させた。
＜測定項目＞
　前述した試験例２に記載の方法に従い、各部位の温度を計測した。
３．試験結果
　各測定部位の温度の経時的変化を図１５に示した。このうち、左心室から拍出される動脈温に着目すると、１時間あたりの温度低下はΔ２．４℃であり、血液の冷却効果を確認できた。
　特筆すべき点は、この大動脈弓部における血液温の低下に追従して、脳温低下が１時間あたりΔ２．２℃まで到達し、さらなる冷却スピード向上につながることが明らかになったことである。この冷却効果の増強作用は、一酸化窒素の血管拡張作用が寄与していると考える。すなわち、肺胞内に到達した一酸化窒素ガスにより血管が拡張し、血流が増加して冷却された血液が行き渡りやすくなることで、冷却効果が高まったと考えられる。
　以上から、肺での熱交換を作用機序として、低体温を導入可能であることが裏付けられ、かつその低下速度は換気の条件や吸気ガスの種類・組成で制御し得ることが明らかとなった。
〔試験例７〕各種条件による冷却効果確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。
２．試験方法
　原則、試験例２の方法に従った。但し、Ａ群からＩ群の条件は下記のとおりとした。
Ａ群：冷却した酸素ガス（酸素濃度は６０％以上で適宜増減）を送気した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は試験例３の通り）とした。
Ｂ群：酸素ガス・窒素ガスに一酸化窒素ガスを混合した冷却ガスを送気した。混合させる一酸化窒素の終濃度は２０～４０ｐｐｍとし、動脈血酸素飽和度をモニタリングしながら、一酸化窒素の混合割合を適宜増減させた。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
Ｃ群：酸素ガスにヘリウムガスを混合した冷却ガスを送気した。混合させるヘリウム濃度は最大で８０％とし、動脈血酸素飽和度をモニタリングしながらヘリウムの混合割合を適宜増減させた。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
Ｄ群：酸素ガスにヘリウムガスを混合した常温ガスを送気した。混合させるヘリウム濃度はＣ群の条件に従った。これに加え、心臓マッサージと人工呼吸の開始直後から、冷却生理食塩水を急速静注（２５ ｍＬ／ｍｉｎ、Ｔｏｔａｌ ０．５ Ｌ／ブタを目安）した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
Ｅ群：Ａ群の条件に加え、心臓マッサージと人工呼吸の開始１０分～５０分後の間で、冷却生理食塩水を急速静注（２５～５０ ｍＬ／ｍｉｎ、Ｔｏｔａｌ ０．５～１．０ Ｌ／ブタを目安）した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
Ｆ群：Ｃ群の条件に加え、心臓マッサージと人工呼吸の開始直後から、冷却生理食塩水を急速静注（２５ ｍＬ／ｍｉｎ、Ｔｏｔａｌ ０．５ Ｌ／ブタを目安）した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
Ｇ群：常温酸素ガス（酸素濃度は６０％以上で適宜増減）を送気した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
Ｈ群：Ｃ群の条件に従った。但し、心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは非同期（心臓マッサージ１００回／分と人工呼吸１０回／分を独立させて連続実施）とした。
Ｉ群：Ｇ群の条件に従った。但し、心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは非同期（心臓マッサージ１００回／分と人工呼吸１０回／分を独立させて連続実施）とした。
＜測定項目＞
　前述した試験例２に記載の方法に従った。
３．試験結果
　各群の心臓マッサージと人工呼吸開始０分から６０分間の脳温度変化量を図１６に示した。常温酸素ガスを送気したＧ群（平均Δ１．０℃／時間）と比較して、冷却酸素ガスを送気したＡ群（平均Δ１．５℃／時間）で温度低下が大きかった。さらに、冷却酸素ガスに他の吸気ガスを併用したＢ群（平均Δ２．５℃／時間）、Ｃ群（平均Δ２．５℃／時間）、Ｆ群（平均Δ２．１℃／時間）では、さらなる脳温低下スピードの向上がみられた。このことは、例数を追加しても同様の傾向が再現された。これに加えて、非同期にて冷却酸素ガスにヘリウムガスを混合したＨ群（Δ１．０℃／時間）に対し、同期にて同様に実施したＣ群（平均Δ２．５℃／時間）での温度低下が大きく、同期での冷却が脳温の低下スピード向上につながることが明らかになった。
　各群の心臓マッサージと人工呼吸開始０分から１０分間の脳温度変化量を図１７に示した（Ｄ群、Ｅ群およびＦ群は急速冷却輸液投与開始タイミングを０とした）。このうち、冷却ヘリウムガスの併用に加えて冷却生理食塩水の急速静注を行なったＦ群に着目すると、冷却ヘリウムガスを併用したのみのＣ群（平均Δ０．１℃／１０分間）、常温ヘリウムガスに急速冷却輸液を併用したＤ群（平均Δ０．３℃／１０分間）、あるいは急速冷却輸液を併用したのみのＥ群（平均Δ０．２℃／１０分間）と比べて、１０分間の温度低下が平均Δ０．９℃と大きかった。すなわち、ヘリウムガスを冷却し、これを急速冷却輸液と併用したときのみ、初期の脳温低下スピードが向上することが明らかになった。
　以上から、冷却酸素ガスに一酸化窒素やヘリウムなどの他種ガスを併用することで、１時間あたりの脳温の低下スピードが向上することが明らかになり、さらにそのスピードは非同期より同期の方が優れていた。特筆すべき点は、冷却ヘリウムガスに急速冷却輸液を併用することが、初期の脳温の低下スピード向上に相乗的に寄与した点である。この相乗的な冷却効果は、２つの機序が考えられる。一つ目は、血液を直接的に急速冷却輸液で冷やすことに加え、試験例５にも記載の通り、ヘリウムの物理化学的特性により肺での熱交換が促進されることにより、血液がさらに効率的に冷却されたことが寄与していると考える。二つ目は、ヘリウムによって脳血流が上昇し、冷えた血液が脳に行き渡りやすくなることで冷却効率が高まったことが考えられる。事実として、ラット低酸素性虚血モデルの既報（Ｂｅｈａｖｉｏｕｒａｌ　Ｂｒａｉｎ　Ｒｅｓｅａｒｃｈ，　ｖｏｌ．３００,　ｐ３１－３７，　２０１６）において、ヘリウムの虚血前投与（プレコンディショニング）にて脳の梗塞エリアが減少し、かつ脳内の一酸化窒素量が増大することが報告されている。この梗塞エリアが減少した理由は完全には明らかにされていないが、一般的に一酸化窒素は強力な血管拡張作用を持つことから脳内血流を改善させていると考えられる。この推定機序は、試験例６で、ヘリウムの代わりに一酸化窒素を投与したときにも同様の脳温低下の増強作用が確認されていることからも裏付けられると本発明者は考えている。
〔試験例８〕ヘリウム・酸素混合冷却ガスと冷却輸液併用での経肺脳冷却による脳保護効果確認試験
１．ブタ心停止モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。
２．試験方法
　原則、試験例７に記載のＤ群、Ｆ群、Ｇ群、Ｉ群の方法に従った。
＜測定項目＞
　前述した試験例２に記載の方法に従った。加えて、脳障害誘発のトリガーとして知られている脳内グルタミン酸の連続モニタリングを行うために、マイクロダイアリシス法を用いた。具体的には、頭蓋骨に開けた穴を介して海馬にマイクロダイアリシス用プローブを留置した。心停止誘導開始前から心肺蘇生終了時まで、マイクロシリンジポンプにて２μＬ/ｍｉｎを目安とした流速にて生理食塩水で灌流し、半透膜を介して脳内物質を連続的に回収した。得られたサンプルはＨＰＬＣ検出システムにインジェクションしてグルタミン酸を定量した。
３．試験結果
　心停止誘導開始前を１とした場合のグルタミン酸の経時変化率（平均値±標準誤差）を図１８に示した。常温酸素ガスを送気したＧ群とＩ群ではグルタミン酸が経時的に増加し、心肺蘇生処置終了時にはそれぞれ１０．１±１．９倍、５２．３±２１．７倍まで増加した。加えて、常温ヘリウムガスに急速冷却輸液を併用したＤ群でも８．４倍と増加した。一方で、冷却ヘリウムガスと急速冷却輸液併用での経肺脳冷却を行なったＦ群では１．４±０．８倍とグルタミン酸の増加が抑えられた。
　以上から、試験例７の通り、冷却ヘリウムガスと急速冷却輸液の併用が相乗効果として初期の脳温低下スピード向上に寄与することに一致して、この併用による脳温低下が脳障害の抑制につながることが明らかになった。先行研究（Ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ，　ｖｏｌ．８３，　ｎｏ．７，　ｐ．８２９－３４，　２０１２）で、低体温療法開始の遅れや、目標体温到達の遅れが、神経学的予後の悪化につながることが知られている。これに一致して、本実験結果でも脳障害の誘発物質であるグルタミン酸は心臓マッサージと人工呼吸の開始１０分後から上昇し始めており、グルタミン酸から始まる脳障害のカスケード反応を抑制するためには、より早期の冷却開始の重要性が支持される。
〔試験例９〕ヘリウム・酸素混合冷却ガスと冷却輸液併用での経肺脳冷却による自己心拍再開率への影響確認試験
１．ブタ心停止後蘇生モデルの作製
　前述した試験例２に記載の方法に従い、心停止を誘導した。ただし、無処置の心停止時間は７分間とし、次いで以下の方法に従い、各群で心肺蘇生処置を行うことで自己心拍再開率を評価した。
２．試験方法
　心停止誘導７分後から、各群の条件（下記参照）に従って、機械式胸部圧迫器ＬＵＣＡＳを用いた心臓マッサージと人工呼吸による心肺蘇生を６分間実施した。昇圧剤として、心肺蘇生開始２分後に静脈内にエピネフリン（０．０２ ｍｇ／ｋｇ）を投与した。以降、３分間隔で同容量のエピネフリンを適宜追加投与した。心肺蘇生開始から６分後に電気的除細動（エネルギー：１５０Ｊ～２００J）を行なった。平均動脈圧で６０ ｍｍＨｇを５分間以上維持できた場合、自己心拍再開成功とした。自己心拍再開が得られなかった場合、２分間の胸骨圧迫後に電気的除細動を追加で実施した。但し、この追加の心肺蘇生作業の繰り返しは心肺蘇生開始から最大で３０分間までとし、自己心拍再開が得られなかった場合は失敗とした。各群の条件は下記のとおりとした。
対照群：常温酸素ガス（酸素濃度は１００％）を送気した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは非同期（心臓マッサージ１００回／分と人工呼吸１０回／分を独立させて連続実施）とした。
経肺冷却群：酸素ガスにヘリウムガスを混合した冷却ガスを送気した。混合させるヘリウム濃度は８０％とした。加えて、心臓マッサージと人工呼吸の開始直後から、冷却生理食塩水を急速静注（２５ ｍＬ／ｍｉｎ、Ｔｏｔａｌ ０．５ Ｌ／ブタを目安）した。心臓マッサージと人工呼吸の制御モードは同期（同期比率は５回：１回）とした。
３．試験結果
　自己心拍再開率と心肺蘇生処置内容を表１に示した。自己心拍再開率は、対照群では８３％（５頭／６頭）に対し、経肺冷却群では１００％（６頭／６頭）だった。追加の心肺蘇生のサイクル数（対照群：１．７±１．５回、経肺冷却群：０回）、総エピネフリン投与量（対照群：２．３±０．４ ｍｇ／ブタ、経肺冷却群：１．７±０．０ ｍｇ／ブタ）、除細動回数（対照群：７．０±４．６回、経肺冷却群：１．２±０．２回）のいずれも、経肺冷却群で少ない回数もしくは投与量で自己心拍再開が得られた。さらに、自己心拍再開した個体のうち、心肺蘇生開始から自己心拍再開までの所要時間は、対照群で７．６±０．８分に対し、経肺冷却群で６．５±０．２分であり、経肺冷却群で自己心拍再開までの時間が短縮された。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　以上から、心肺蘇生時の経肺冷却を行なっても、自己心拍再開率は同等以上の成績が得られることが明らかとなり、むしろガイドライン手法（心臓マッサージと人工呼吸の制御モードを非同期として、絶え間ない心臓マッサージを行う）に準じた対照群よりも改善する傾向がみられた。従って、本発明の技術は、冷却効率向上の観点で、心臓マッサージと人工呼吸の制御モードを同期（同期比率は５回：１回）で実施することで心臓マッサージの中断時間を通常より長くして冷却しているが、このことは、心臓の自己心拍再開の観点においても、問題ないか、むしろ良くなる傾向であることが明らかになった。
　上述した実施形態の一部又は全部は、以下の付記のようにも記載されうる。しかしながら、本発明は以下の付記に限定されるものではない。
［付記１］
　患者への胸部圧迫と共に使用される人工呼吸器であって、
　胸部圧迫によって前記患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する検出手段と、
　前記検出手段が、前記胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを前記患者の気道に送気するよう同期させる制御手段と、
前記制御手段による制御に応じ前記冷却されたガスを患者の気道に導く送気手段と、
を有する、人工呼吸器。
［付記２］
　前記胸部が圧迫されていないことが検出されたことを救護者に知らせる通知手段をさらに備える、付記１に記載の人工呼吸器。
［付記３］
　前記胸部が圧迫されていないことが検出された後、前記制御手段により自動で冷却されたガスの気道への送気を開始するように制御される、付記１又は２に記載の人工呼吸器。
［付記４］
　（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で、前記胸部圧迫の動作に前記冷却されたガスの送気動作を同期させる、付記１から３のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記５］
　人工呼吸の回数が一同期サイクルあたり１回以上４回以下である、付記１から４のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記６］
　前記冷却されたガスとして使用するためのガスを冷却する温度制御ユニットをさらに備えている、付記１から５のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記７］
　前記温度制御ユニットが、
　液体窒素、液体酸素、ドライアイスなどの冷却溶媒の貯蔵要素、もしくは
　ペルチェ素子などの電子駆動素子
である、付記６に記載の人工呼吸器。
［付記８］
　前記冷却されたガスとして使用するためのガスが充填されたガス充填容器をさらに備えている、付記１から７のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記９］
　前記ガス充填容器が、それぞれ独立に酸素ガス、窒素ガス、および肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスを含むガス充填容器である、付記８に記載の人工呼吸器。
［付記１０］
　前記冷却されたガスがヘリウムもしくは一酸化窒素を含む、付記１から９のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１０の２］
　前記肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスが、ヘリウムもしくは一酸化窒素を含む、付記１から１０のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１１］
　前記酸素ガスの濃度が、酸素濃度20%以上100%以下に調節されていることを特徴とする、付記８から１０のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１２］
　前記送気手段が、経口挿管チューブ、経鼻挿管チューブ、気管切開チューブ、もしくは呼吸マスクを含む、付記１から１１のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１３］
　前記送気手段が、ダブルルーメン型の気管チューブを含む、付記１から１１のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１４］
　前記送気手段が、外気もしくは生体内からの熱伝達を抑止する断熱素材又は断熱構造を含む、付記１から１３のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１５］
　前記送気手段が、温度センサーを備える、付記１から１４のいずれかに記載の人工呼吸器。
［付記１６］
　前記制御手段が、前記患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備え、前記患者の体温又は前記温度センサーの温度を検出し前記冷却されたガスの温度および冷却時間を制御する、付記１５に記載の人工呼吸器。
［付記１７］
　冷却した輸液を前記患者の血管内に投与する冷却輸液投与手段をさらに備える、付記１から３のいずれに記載の人工呼吸器。
［付記１８］
　輸液の投与タイミングを救護者に知らせる通知手段をさらに備える、付記１７に記載の人工呼吸器。
［付記１９］
　患者への胸部圧迫と共に行う人工呼吸の際の送気方法であって、
　胸部圧迫によって前記患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する工程と、
　前記胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを送気して前記患者の気道に導く工程と、
を有する、送気方法。
［付記２０］
　患者への人工呼吸と共に使用される胸部圧迫器であって、
　人工呼吸によって前記患者の気道へ冷却されたガスが送気されているかどうかを検出する検出手段と、
　前記検出手段が、前記冷却されたガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて前記患者の胸部を圧迫するよう同期させる制御手段と、
　前記制御手段による制御に応じ前記患者の胸部を圧迫する圧迫手段と、
を有する、胸部圧迫器。
［付記２１］
　前記冷却されたガスが送気されていないことが検出されたことを救護者に知らせる通知手段をさらに備える、付記２０に記載の胸部圧迫器。
［付記２２］
　前記冷却されたガスが送気されていないことが検出された後、前記制御手段により自動で圧迫を開始するように制御される、付記２０又は２１に記載の胸部圧迫器。
［付記２３］
　（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で、前記胸部圧迫の動作および前記冷却されたガスの送気動作を同期させる、付記２０から２２のいずれかに記載の胸部圧迫器。
［付記２４］
　胸部圧迫の回数が一同期サイクルあたり５回以上３０回以下である、付記２０から２３のいずれかに記載の胸部圧迫器。
［付記２５］
　患者への人工呼吸と共に行う胸部の圧迫方法であって、
　人工呼吸によって前記患者の気道へ冷却されたガスが送気されているかどうかを検出する工程と、
　前記冷却されたガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて、前記患者の胸部を圧迫する工程と、
を有する、胸部圧迫方法。
［付記２６］
　患者への人工呼吸と胸部圧迫とを行うための人工呼吸・胸部圧迫システムであって、
　前記患者の胸部を圧迫する胸部圧迫器と、
　前記患者の気道に冷却されたガスを送気する人工呼吸器と、
　前記胸部圧迫器による圧迫動作と、前記人工呼吸器による前記冷却されたガスの送気動作とを同期させる制御手段と、
を備える、人工呼吸・胸部圧迫システム。
［付記２７］
　前記制御手段が、前記患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備え、前記患者の体温または前記送気手段が備える温度センサーの温度を検出し、前記冷却されたガスの温度および冷却時間を前記制御手段により制御する、付記２６に記載の人工呼吸・胸部圧迫システム。
［付記２８］
　冷却した輸液を前記患者の血管内に投与する冷却輸液投与手段をさらに備える、付記２６又は２７に記載の人工呼吸・胸部圧迫システム。
［付記２９］
　患者に人工呼吸と胸部圧迫とを行う人工呼吸・胸部圧迫方法であって、
　前記患者の胸部を圧迫する工程および前記患者の気道に冷却されたガスを送気する工程を、圧迫動作と前記冷却されたガスの送気動作とを同期させて行う、人工呼吸・胸部圧迫方法。
　本発明は、患者への人工呼吸と胸部圧迫とを行うための人工呼吸・胸部圧迫システムやそれを構成する人工呼吸器、胸部圧迫器に適用して好適である。
１００…人工呼吸器
１００ａ…用手式人工呼吸器
１１０…検出手段
１２０…制御手段
１３０…送気手段
１３２…気管チューブ（チューブ）
１３２in…吸気ライン
１３２ex…呼気ライン
１３４…温度センサーＡ
１３５…ガス流路
１３６…流量計
１３７…圧力計
１３８…人工呼吸用マノメーター
１３９…温度センサーＢ
１４０…音声ガイダンス装置（通知手段）
１５０…温度制御ユニット
１５２…断熱容器
１５４…熱交換器
１６０…ガス充填容器
１７０…冷却輸液投与手段
２００…胸部圧迫器
２１０…検出手段
２２０…制御手段
２３０…圧迫手段
２４０…通知手段
３００…人工呼吸・胸部圧迫システム
３１０…筐体
３２０…制御手段

Claims (30)

  1. 　患者への胸部圧迫と共に使用される人工呼吸器であって、
    　胸部圧迫によって前記患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する検出手段と、
    　前記検出手段が、前記胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを前記患者の気道に送気する制御手段と、
    　前記制御手段による制御に応じ前記冷却されたガスを前記患者の気道に導く送気手段と、
    を有する、人工呼吸器。
  2. 　前記胸部が圧迫されていないことが検出されたことを救護者に知らせる通知手段をさらに備える、請求項１に記載の人工呼吸器。
  3. 　前記胸部が圧迫されていないことが検出された後、前記制御手段により自動で前記冷却されたガスの気道への送気を開始するように制御される、請求項１に記載の人工呼吸器。
  4. 　（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で、前記胸部圧迫の動作に前記冷却されたガスの送気動作を同期させる、請求項１に記載の人工呼吸器。
  5. 　人工呼吸の回数が一同期サイクルあたり１回以上４回以下である、請求項１に記載の人工呼吸器。
  6. 　前記冷却されたガスとして使用するためのガスを冷却する温度制御ユニットをさらに備えている、請求項１に記載の人工呼吸器。
  7. 　前記温度制御ユニットが、
    　液体窒素、液体酸素、ドライアイスなどの冷却溶媒の貯蔵要素、もしくは
    　ペルチェ素子などの電子駆動素子
    である、請求項６に記載の人工呼吸器。
  8. 　前記冷却されたガスとして使用するためのガスが充填されたガス充填容器をさらに備えている、請求項１に記載の人工呼吸器。
  9. 　前記ガス充填容器が、それぞれ独立に酸素ガス、窒素ガス、および肺や血液を介して脳の冷却を亢進させるガスを含むガス充填容器である、請求項８に記載の人工呼吸器。
  10. 　前記冷却されたガスがヘリウムもしくは一酸化窒素を含む、請求項１に記載の人工呼吸器。
  11. 　前記酸素ガスの濃度が、酸素濃度20%以上100%以下に調節されていることを特徴とする、請求項９に記載の人工呼吸器。
  12. 　前記送気手段が、経口挿管チューブ、経鼻挿管チューブ、気管切開チューブ、もしくは呼吸マスクを含む、請求項１に記載の人工呼吸器。
  13. 　前記送気手段が、ダブルルーメン型の気管チューブを含む、請求項１に記載の人工呼吸器。
  14. 　前記送気手段が、外気もしくは生体内からの熱伝達を抑止する断熱素材又は断熱構造を含む、請求項１に記載の人工呼吸器。
  15. 　前記送気手段が、温度センサーを備える、請求項１に記載の人工呼吸器。
  16. 　前記制御手段が、前記患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備え、前記患者の体温又は前記温度センサーの温度を検出し前記冷却されたガスの温度および冷却時間を制御する、請求項１５に記載の人工呼吸器。
  17. 　冷却した輸液を前記患者の血管内に投与する冷却輸液投与手段をさらに備える、請求項１に記載の人工呼吸器。
  18. 　輸液の投与タイミングを救護者に知らせる通知手段をさらに備える、請求項１７に記載の人工呼吸器。
  19. 　患者への胸部圧迫と共に行う人工呼吸の際の送気方法であって、
    　胸部圧迫によって前記患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する工程と、
    　前記胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを送気して前記患者の気道に導く工程と、
    を有する、送気方法。
  20. 　患者への人工呼吸と共に使用される胸部圧迫器であって、
    　人工呼吸によって前記患者の気道へ冷却されたガスが送気されているかどうかを検出する検出手段と、
    　前記検出手段が、前記冷却されたガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて前記患者の胸部を圧迫するよう同期させる制御手段と、
    　前記制御手段による制御に応じ前記患者の胸部を圧迫する圧迫手段と、
    を有する、胸部圧迫器。
  21. 　前記冷却されたガスが送気されていないことが検出されたことを救護者に知らせる通知手段をさらに備える、請求項２０に記載の胸部圧迫器。
  22. 　前記冷却されたガスが送気されていないことが検出された後、前記制御手段により自動で圧迫を開始するように制御される、請求項２０に記載の胸部圧迫器。
  23. 　（胸部圧迫の回数）／（人工呼吸の回数）で示される比率が５以上１５以下の比率で、前記胸部圧迫の動作および前記冷却されたガスの送気動作を同期させる、請求項２０に記載の胸部圧迫器。
  24. 　胸部圧迫の回数が一同期サイクルあたり５回以上３０回以下である、請求項２０から２３のいずれか一項に記載の胸部圧迫器。
  25. 　患者への人工呼吸と共に行う胸部の圧迫方法であって、
    　人工呼吸によって前記患者の気道へ冷却されたガスが送気されているかどうかを検出する工程と、
    　前記冷却されたガスが送気されていないことを検出したタイミングに応じて、前記患者の胸部を圧迫する工程と、
    を有する、胸部圧迫方法。
  26. 　患者への人工呼吸と胸部圧迫とを行うための人工呼吸・胸部圧迫システムであって、
    　前記患者の胸部を圧迫する胸部圧迫器と、
    　前記患者の気道に冷却されたガスを送気する人工呼吸器と、
    　前記胸部圧迫器による圧迫動作と、前記人工呼吸器による前記冷却されたガスの送気動作とを同期させる制御手段と、
    を備える、人工呼吸・胸部圧迫システム。
  27. 　前記制御手段が、前記患者の目標体温を設定するための設定機能をさらに備え、前記患者の体温または送気手段が備える温度センサーの温度を検出し、前記冷却されたガスの温度および冷却時間を前記制御手段により制御する、請求項２６に記載の人工呼吸・胸部圧迫システム。
  28. 　冷却した輸液を前記患者の血管内に投与する冷却輸液投与手段をさらに備える、請求項２６又は２７に記載の人工呼吸・胸部圧迫システム。
  29. 　患者に人工呼吸と胸部圧迫とを行う人工呼吸・胸部圧迫方法であって、
    　前記患者の胸部を圧迫する工程および前記患者の気道に冷却されたガスを送気する工程を、圧迫動作と前記冷却されたガスの送気動作とを同期させて行う、人工呼吸・胸部圧迫方法。
  30. 　患者の脳を冷却する方法であって、
    　患者の胸部を圧迫する工程と、
    　胸部圧迫によって前記患者の胸部が圧迫されているかどうかを検出する工程と、
    　前記胸部が圧迫されていないことを検出したタイミングに応じて冷却されたガスを前記患者の気道に送気して前記ガスを前記患者の気道に導く工程と、
    を有する、脳冷却方法。
PCT/JP2023/019448 2022-05-27 2023-05-25 患者への送気方法と人工呼吸器、胸部圧迫方法と胸部圧迫器および人工呼吸・胸部圧迫方法とそのシステム、ならびに脳冷却方法 WO2023228997A1 (ja)

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