JP2009520514A - 経鼻持続気道陽圧装置およびシステム - Google Patents

Abstract

第１および第２の流体流通回路を定める生成器本体を備えており、それぞれの流体流通回路が、チューブと第１および第２のノズルを備えているｎＣＰＡＰ装置において、チューブが軸方向の中心線を形成している通路を定めている。第１および第２のノズルは、チューブに組み合わせられ、それぞれ入口および出口を定めている。入口は流体の供給源へと開いており、出口は通路へと開いている。それぞれのノズルは、出口から流れの方向の軸に沿って流体ジェット気流を発するように構成されている。ノズルは、流れの方向の軸がお互いに対して非平行であるとともに、軸方向の中心線に対して非平行であるように、配置されている。この構成は、呼気の段階の際に渦の発散を容易に生じさせ、ジェットの流体流の中断を促進して、患者の呼吸の労苦を軽減する。

Description

本発明は、概して、幼児などの患者に対して持続気道陽圧療法を施すための装置および方法に関する。特に、本発明は、呼吸動作の特性が改善された可変流の経鼻持続気道陽圧装置、システム、および方法に関する。

持続気道陽圧（以後、「ＣＰＡＰ」と呼ぶ）療法が、呼吸困難および／または呼吸不全を抱える患者の治療のために、長年にわたって使用されてきている。より最近では、ＣＰＡＰ療法は、呼気の際の肺の虚脱を防止し、吸気の際の肺の膨張を助けることによって、未発達な肺の患者（特に、幼児、殊に早産児または新生児）を助けるうえで有用であるとして発展を続けている。

大まかに言えば、ＣＰＡＰ療法は、自発的に呼吸を行っている患者の肺へと、呼吸のサイクルの全体にわたって正の圧力を持続的に送ることを必要とする。例えば気管内チューブなど、さまざまな患者インターフェイス（気道介在）装置を使用して、ＣＰＡＰを患者に送達することができる。しかしながら、幼児においては、より侵襲の少ない患者インターフェイス装置、とくには患者の鼻孔を介して鼻腔と直接的または間接的にやり取りをする患者インターフェイス装置（例えば、マスクまたは鼻カニューレ）を使用することが、より望ましい。そのようなシステムは、一般に、経鼻持続気道陽圧（以後、「ｎＣＰＡＰ」と呼ぶ）システムと呼ばれている。

理論的には、ＣＰＡＰシステムは、一定の安定した圧力を患者の気道へと送達しなければならない。従来からの人工呼吸器ベースのＣＰＡＰ装置においては、比較的一定かつ連続的な気体（例えば、空気、Ｏ_２、など）の流れが患者の気道へと送られ、この気流が、患者からの流出経路に配置された絞りによって、患者の肺に圧力を生み出す。残念なことに、この連続的な流れは、患者の呼吸の同調性に負の影響を有する可能性がある。さらに詳しくは、患者が、流入する気体に逆らって息を吐き出さなければならず、したがって患者の呼吸の労苦が増加する。患者の呼吸の吸気および呼気の段階により、うまく適合するように、制御バルブを使用することが可能である（例えば、系への気体の流入を制御し、さらには／あるいは系からの流出の絞りの程度を変化させる）。しかしながら、多くの患者、特に幼児において、人工呼吸器の手法は、患者に要求される呼吸の労苦が依然として極めて大であるため、満足できるものではない。すなわち、制御バルブシステムでは、患者が経験する実際の呼吸のサイクルを正確に複製することが基本的に不可能であるため、患者は、依然として、大きなモーメントの流入気体に逆らい、かつ制御バルブの抵抗に逆らって、呼気を行わなければならない。肺が未発達である幼児においては、必要とされる呼吸の労苦がわずかに増加するだけでも、当該ＣＰＡＰシステムが実用できなくなってしまう可能性がある。

より最近では、可変流の考え方を、患者への吸気および患者からの呼気のための別個の経路に組み合わせて取り入れたｎＣＰＡＰシステムが開発されている。患者が息を吸うとき、流入する気体は、最小の抵抗の経路をとって患者の気道へと案内される。呼気の際、気体が、やはり最小の抵抗の経路をとって呼気チューブまたは排気チューブから出ることで、呼気段階における抵抗を少なくする。例えば、ペンシルベニア州ＣｏｎｓｈｏｈｏｃｋｅｎのＶｉａｓｙｓ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ Ｉｎｃ．から市販されているＩｎｆａｎｔ Ｆｌｏｗ（商標）というシステムが、供給される気体の方向を幼児の呼吸のパターンにつれて意図的に変化させる一方で、呼吸サイクルの全体にわたって一定の圧力を維持する可変流のＣＰＡＰ生成装置（または、「ＣＰＡＰ生成器」）を備えている。

Ｉｎｆａｎｔ Ｆｌｏｗ ＣＰＡＰ生成器は、２つの導管（患者の鼻孔のそれぞれに１つずつ）および１つの排気チューブを形成している。気体が、インジェクタノズルを介してそれぞれの個々の導管へと向けられる。導管の領域へと作用する気体ジェットのモーメントが、公知のジェットポンプの原理に従って、患者の肺の内側に正の圧力を生み出す。患者からの呼気の流れに対応するために、この生成器は、この生成器の製造者の文献において「流体フリップ」効果として特徴付けられているものに依存している。より詳しくは、患者からの呼気の気流が、インジェクタノズルから流入する（導管内の）流れに圧力を加える。コアンダ効果（ｃｏａｎｄａ ｅｆｆｅｃｔ）の故に、呼気の気流がノズルの流れの向きを変え、ノズルからの気流に流体フリップを生じさせると理論化されている。結果として、ノズルからの流体の流れ、ならびに呼気の流れが、排気チューブへと容易に進行し、患者に必要とされる呼吸の労苦が軽減される。きわめて有望ではあるものの、「流体フリップ」の手法を取り入れている現在のｎＣＰＡＰ製品は、最適ではないと考えられる。例えば、インジェクタノズルの気流は、比較的大きなモーメントを有しているため、特に幼児の場合には、患者の呼気では容易に打ち勝つことが不可能である。

以上に鑑み、ｎＣＰＡＰ装置、システム、および方法に対する改良の必要性があり、従って、本発明は、上記課題を解決するとともに、改良されたｎＣＰＡＰ装置、システム、および方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の原理によるいくつかの態様は、経鼻持続気道陽圧（ｎＣＰＡＰ）システムにおいて使用するためのｎＣＰＡＰ装置に関する。この装置は、患者側および排気側を規定する生成器本体を備えている。生成器本体は、少なくとも第１および第２の流体流通回路を形成している。流体流通回路のそれぞれが、チューブならびに少なくとも第１および第２のノズルを備えている。チューブは、軸方向の中心線を形成している通路を規定している。通路は、患者側へと開いているチューブの近位端から、排気側へと開いているチューブの遠位端まで延びている。第１および第２のノズルは、前記チューブに組み合わせられ、それぞれ入口端および出口端を構成している。それぞれのノズルの入口端は、流体供給源へと開いている一方で、それぞれの出口端は、前記通路へと開いている。この点に関し、それぞれのノズルは、それぞれ対応する流れの方向の軸に沿って出口端から流体のジェット気流を発するように構成されている。

以上を念頭に、第１および第２のノズルは、当該流れ方向の軸が、互いに対して非平行であり、かつ当該通路の軸方向の中心線に対して非平行であるように、配置されている。この構成によれば、生成器本体が、それぞれが持続的な陽圧を患者へ送達する２つの主要な通路を備えており、それぞれの通路に、少なくとも２つのジェット流誘起ノズルを介して流体が供給される。一実施の形態においては、ノズルは、当該チューブ／通路に対して、当該流れの方向の軸（したがって、発せられる流体ジェット気流）が当該通路の軸方向の中心線において互いに交差または衝突するように配置される。

これに限定されるわけではないが、一実施形態においては、生成器本体は、排気ポート、ジェット本体、マニホールドカバー、およびインターフェイスプレートを備えている。排気ポートは排気導管を形成している。ジェット本体は、前記それぞれのノズル、前記チューブのそれぞれの遠位部、ならびに前記チューブの遠位部に流通可能に接続されたチャンバなど、流体流通回路の各部を形成または提供している。マニホールドカバーは、排気ポートとジェット本体との間に組み付けられる。この点に関し、マニホールドカバーは供給ポートを形成する。インターフェイスプレートは、前記第１および第２のチューブの近位部を形成し、これらのチューブ近位部が、対応する１つのチューブ遠位部へと流通可能につながって前記第１および第２のチューブを完成させるように、ジェット本体へと組み付けられる。最終的な組み立てにより、前記供給ポートは、それぞれのノズルへと流通可能につながり、前記チャンバは前記排気導管へと流通可能につながっている。

本発明の別の態様は、生成器本体と、流体供給源と、排気チューブとを備えている経鼻持続気道陽圧（ｎＣＰＡＰ）システムに関する。生成器本体は、患者側および排気側を規定し、さらに第１および第２の流体流通回路を形成している。それぞれの流体流通回路は、通路を規定しているチューブと、当該通路と流通可能に接続された第１および第２のノズルとを備えている。この点に関し、それぞれの流体流通回路に関して、第１および第２のノズルによって規定される流れの方向の軸が、互いに対して非平行で、当該通路によって規定される軸方向の中心線に対しても非平行である。流体供給源は、それぞれのノズルの入口端と流通可能に接続される。最後に、排気チューブは、それぞれの通路の遠位端と流通可能に接続される。

この構成によれば、生成器本体を患者の鼻孔へと固定したとき、システムは、流体を流体供給源からノズルへと送達することによって、患者において持続気道陽圧を設定するように構成されている。次いで、ノズルは、当該通路内に主流体ジェット気流を生成する。以上を念頭に、このシステムは、動作の吸気段階においては、主流体ジェット気流が患者の鼻孔に向かって連続的に流れ（患者の吸気の需要に合致するよう、気体の流れを取り込むことができ）、動作の呼気段階においては、患者の鼻孔から吐き出された空気が流体ジェット気流を容易に中断し、吐き出された空気が容易に排気チューブへと流れるよう、呼気の流れに対する抵抗が低減されることを特徴とする。

本発明の原理による他の態様は、患者に対して持続気道陽圧を設定して送達するための方法に関する。この方法は、生成器本体を患者の鼻孔へと流通可能に接続するステップを含んでいる。この点に関し、生成器本体は、患者側および排気側を規定しており、第１および第２の気流回路を形成している。それぞれの気流回路は、患者側へと開いた近位端と排気側へと開いた遠位端とを有する通路を規定しているチューブを備える。さらに、それぞれの通路は軸方向の中心線を規定している。それぞれの流体回路は、さらに第１および第２のノズルを備えており、それぞれのノズルは、入口端および出口端を構成しており、出口端は当該通路へと開いている。さらに、それぞれのノズルは流れの方向の軸を規定しており、ノズルは、個々の気流回路に関して、流れの方向の軸が互いに対して非平行で、かつ当該通路の軸方向の中心線に対しても非平行であるように配置されている。

以上に鑑み、流体は、供給源からそれぞれのノズルの入口端へと押し込まれる。主流体ジェット気流が、それぞれの通路の内部に生成される。とくに、それぞれの第１および第２のノズルは、二次流体ジェット気流を当該通路内へと患者の鼻孔に向けて発する。二次流体ジェット気流は、当該通路において互いに衝突し、混ざり合って主流体ジェット気流を形成する。このジェット気流のモーメントが圧力に変換される。患者の吸気の期間において、主流体ジェット気流が患者の鼻孔に向かって流れ続け、吸気の需要に合致するよう必要に応じて追加の流れを取り込む。反対に、患者の呼気の期間においては、患者から吐き出された空気が、二次流体ジェット気流を中断させて主ジェット気流を取り除き、吐き出された空気の流れに対する抵抗を最小限にする。結果として、吐き出された空気が、通路を通って生成器本体の排気側へと流れる。一実施の形態においては、二次流体ジェット気流が、低モーメントのジェットであるとして特徴付けられる。また別の実施の形態において、この方法は、呼気の期間において、患者から吐き出された空気が二次ジェット気流を中断させ、呼気の流れにおける流れの分離を防止する流れ方向の渦を生成する。

本発明によれば、呼気の段階の際に渦の発散を容易に生じさせ、ジェットの流体流の中断を促進して、患者の呼吸の労苦を軽減することができる。

本発明の実施の形態の好ましい特徴について添付の図面を参照して以下に説明する。ただし、本発明はこれらの実施形態に限定するものではない。また、添付の図面は、本発明のさらなる理解をもたらすために用意されており、本明細書へ取り入れられて、本明細書の一部を構成する。本発明の他の実施の形態および本発明が目的とする多くの利点は、それらが以下の詳細な説明を参照することによって更に理解されるであろう。図面の各要素は、必ずしも互いに比例尺で描かれているわけではない。対応関係にある類似の部品は、類似の参照番号によって指し示されている。

本発明の原理による経鼻持続気道陽圧（ｎＣＰＡＰ）装置２２を取り入れてなるｎＣＰＡＰシステム２０の一実施の形態が、図１のブロック図に示されている。大まかに言えば、システム２０は、患者２４へとＣＰＡＰ療法を提供するように構成されており、ｎＣＰＡＰ装置２２、流体供給源２６、および圧力監視器２８を備えている。ｎＣＰＡＰ装置２２は、さらに詳しく後述されるが、大まかには、生成器本体３０、患者インターフェイス部３２、および排気チューブ３４を備えている。生成器本体３０は、患者インターフェイス部３２および排気チューブ３４の両者へと流通可能に接続されており、患者インターフェイス部３２は、患者２４の鼻腔との流通を確立するように構成されている。流体供給源２６は、流体（例えば、空気および／または酸素などの気体）の連続的な流れを生成器本体３０に供給する。圧力監視器２８も、生成器本体３０と流通可能に接続されており、生成器本体３０の内部の圧力を採取または測定する。使用時、生成器本体３０は、患者インターフェイス部３２を介して、持続的な気道の陽圧を生成して患者２４に送達する。患者２４が息を吐き出すとき、吐き出された空気は、後述のとおり患者インターフェイス部３２／生成器本体３０を通って容易に流れ、排気チューブ３４を介してｎＣＰＡＰ装置２２から排気される。本明細書において使用されるとき、「近位」および「遠位」などといった方向に関する用語は、当該構成部品の患者２４に対する向きを基準にして使用される。したがって、「近位」は、「遠位」に比べて患者２４により近い。

本発明の原理による生成器本体３０の一実施の形態を、図２Ａに示している。生成器本体３０は、一実施の形態においては、組み合わさって種々の特徴を形成するいくつかの互いに関連した構成部品で構成されている。それらの構成部品については、さらに詳しく後述する。当然ながら、生成器本体３０の特徴を、別個に形成された後に組み立てられる構成部品を含まない構成によって達成することも可能である。したがって、生成器本体３０のより幅広い態様を最初に説明することが、全体としての生成器本体３０に対する各構成部品の位置づけをよりよく理解するために有用である。

大まかに言えば、生成器本体３０は、患者（図示せず）への吸気の流体（例えば、気体）の流れおよび患者からの排気の流体の流れのための別個のチャネル（経路）を介して、可変流のＣＰＡＰを確立するように構成されている。したがって、生成器本体３０を、患者側３６と排気側３８とを規定するものとして概説することができる。このような約束事を念頭に置いて、さらに図２Ｂを参照すると、生成器本体３０は、おおむね第１および第２の流体流通回路４０ａ、４０ｂ（図２Ａおよび図２Ｂにおいて広く指し示されており、図２Ｂには第１の流体流通回路４０ａのみが示されている）を画定または形成している。流体流通回路４０ａ、４０ｂは、それぞれ、通路４４ａ、４４ｂを形成するチューブ４２ａ、４２ｂを備えている。第１のチューブ４２ａ／通路４４ａが、図２Ｂにより分かり易く示されている。チューブ４２ａ、４２ｂが、並列の様相で配置され、開いた近位端４６ａ、４６ｂ（すなわち、患者側３６に隣接している）から開いた遠位端（第１のチューブ４２ａの遠位端４８ａが、図２Ｂに示されている）まで延び、軸方向の中心線Ｃ（図２Ｂにおいて、第１の流体流通回路４０ａについて示されている）を規定している。複数のノズル（図２Ａにおいては隠れており、図２Ｂにおいて５０で広く指し示されている）が、それぞれの通路４４ａ、４４ｂに流通可能に組み合わせられている。例えば、図２Ｂに最もよく示されているように、生成器本体３０は、第１のチューブ４２ａによって画定される通路４４ａと流通可能に接続された第１および第２のノズル５０ａ、５０ｂを形成している。具体的には示されていないが、第２のチューブ４２ｂによって画定される通路４４ｂに関しても、同様のノズルの配置構成が設けられている。いずれにせよ、ノズル５０ａ、５０ｂは、後述のように、軸方向の中心線Ｃに対して所定の仕様に配向されている。

第１および第２の流体回路４０ａ、４０ｂが、同一であるものとして図示および説明されているが、別の実施の形態においては、流体回路４０ａ、４０ｂは、サイズ、形状、向き、などのうちの１つ以上に関して同一でない。同様に、流体回路４０ａ、４０ｂが、それぞれ２つのノズル５０を備えるものとして説明されているが、流体回路４０ａ、４０ｂの一方または両方が、３つ以上のノズル５０を備えてもよい。またさらに、他の実施の形態においては、３つ以上の流体回路４０ａ、４０ｂを形成することができる。いずれにせよ、とくに図２Ｂを参照すると、ノズル５０ａ、５０ｂのそれぞれが、入口端５２から出口端５４まで延びており、出口端５４が、入口端５２と比べて小さくされた直径を有している。それぞれのノズル５０ａ、５０ｂの入口端５２は、マニホールド５６へと流通可能に接続されている。最後に、生成器本体３０は、それぞれの通路４４ａ、４４ｂ（図２Ａ）の開いた遠位端（例えば、遠位端４８ａ）を排気導管６０と流通可能に接続するチャンバ５８を形成している。

上述の全体的な構造の特徴を念頭に、マニホールド５６への流体の流れは、ノズル５０を通って案内され、ノズル５０が、流体の流れを当該チューブ４４ａ、４４ｂへと案内される低モーメントのジェット気流へと変換する。このようにして生成されるジェット気流については、さらに詳しく後述する。しかしながら、大まかに言えば、主ジェット気流またはジェットポンプが、結果として通路４４ａ、４４ｂにおいて生成され、おおむね患者側３６へと（したがって、患者へと）導かれ、通路４４ａ、４４ｂ内に持続気道陽圧を生み出す（例えば、主ジェット気流のモーメントが、圧力へと変換される）。このようにして、動作の吸気段階において、持続気道陽圧が、患者へと送達される。この目的のため、主ジェット気流は、必要な場合（例えば、患者の吸気の需要が、主ジェット気流の所定の流れを超える場合）の追加の気体の受け入れを強化するように生成される。反対に、動作の呼気の段階においては、それぞれ近位端４６ａ、４６ｂにおいて通路４４ａ、４４ｂに進入する（患者から）吐き出された空気が、ジェット気流を容易に中断させ、主ジェット気流を実質的に取り除く。その結果、ノズル５０からの流体の流れが、後方へと折り返される。結果として、吐き出された空気の流れに対する抵抗が最小限にされ、流路の水力学的直径を実質的に増加させる。このようにして、吐き出された空気およびノズル５０からの流体の流れが、通路４４ａ、４４ｂを通ってチャンバ５８／導管６０へと案内される。

以上の原理を念頭に、一実施の形態による生成器本体３０の構成部品が、図３の分解図にさらに詳しく示されている。生成器本体３０は、ジェット本体７０、インターフェイスプレート７２、マニホールドカバー７４、および排気ポート７６を含んでいる。大まかに言えば、マニホールドカバー７４は、ジェット本体７０と排気ポート７６との間に配置され、マニホール５６（図２Ａおよび図２Ｂ）を形成するようにジェット本体７０に組み合わせられている。インターフェイスプレート７２は、ジェット本体７０へと組み付けられ、ジェット本体７０／インターフェイスプレート７２の組み合わせによってチューブ４２ａ、４２ｂ／通路４４ａ、４４ｂ（図２Ｂ）が画定されている。さらに、インターフェイスプレート７２は、患者インターフェイス部３２（図１）への流体の連絡をもたらすように構成されている。反対に、排気ポート７６は、ジェット本体７０／インターフェイスプレート７２によって形成される通路を、排気チューブ３４（図１）と流通可能に接続している。

ジェット本体７０が、図４Ａ〜図４Ｄにさらに詳しく示されている。一実施の形態において、ジェット本体７０は、第１および第２の遠位筒状部材９２ａ、９２ｂとチャンバ５８とを形成または包囲するハウジング９０を備えている。さらに詳しく後述されるように、遠位筒状部材９２ａ、９２ｂは、最終的にインターフェイスプレート７２（図３）に組み合わせられたときに、チューブ４２ａ、４２ｂ（図２Ａ）の遠位側の部分を画定する。さらに、ハウジング９０は、ノズル５０（図４Ａおよび図４Ｂにおいて広く指し示されている）を画定または包囲している。最後に、好ましい一実施の形態においては、ジェット本体７０は、中間壁９４、圧力監視ポート９６、および取り付け部品９８（図４Ａに最もよく示されている）をさらに有している。後述のように、中間壁９４は、チャンバ５８を、ジェット本体７０の近位側の部位から流体的に絶縁している。圧力監視ポート９６は、生成器本体３０（図２Ａ）の内部の空気の圧力を取り出し、あるいは採取するように配置されている。最後に、取り付け部品９８は、ジェット本体７０、したがって組み立て済みの生成器本体３０を、患者に固定するための手段を提供している。

上記の説明に相応し、さらに図４Ｂおよび図４Ｃを具体的に参照すると、ハウジング９０は、近位部１００、中間部１０２、および遠位部１０４を画定していると説明することができる。部位１００〜１０４は連続的であり、それぞれが、他の構成部品への組み付けの促進を含むジェット本体７０の特定の特徴を規定している。

例えば、近位部１００は、インターフェイスプレート７２（図３）ならびに患者インターフェイス部（図示せず）の一部分を収容して維持するように寸法付けられた開口１０６を形成している。一実施の形態においては、近位部１００、したがって開口１０６が、正面図（図４Ａ）においておおむね長円状であるが、他の形状も容認可能である。さらに、開口１０６の形状は、後述のとおり、患者インターフェイス部をジェット本体７０に対して所望の向きで容易に組み付けることができる特定の非対称な属性を有してもよい。

中間部１０２は、遠位筒状部材９２ａ、９２ｂ、およびノズル５０を、形成または保持している（図４Ｂに最もよく示されている）。一実施の形態においては、ノズル５０は、中間部１０２（したがって、ジェット本体７０）に成型されている、あるいは、中間部１０２（したがって、ジェット本体７０）によって形成されている。ジェット生成ノズルが、主たる導管ハウジングとは別に形成されて、後に主たる導管ハウジングへと組み付けられるＣＰＡＰ生成器の構成に比べ、一体に成型されるノズル５０は、使用時に漏れを生じる（結果として、患者を想定よりも高い圧力条件、または想定よりも低い圧力条件にさらすことになりかねない）可能性がより低い。しかしながら、選択肢として、ノズル５０を別途形成することも可能である。さらに、中間部１０２は、内表面１０７を画定している。

遠位部１０４は、チャンバ５８を画定しており、中間部１０２および遠位部１０４は、中間壁９４によって隔てられている。さらに、中間部１０２および遠位部１０４の外側は、後述のように、マニホールドカバー７４（図３）に収容され、マニホールドカバー７４に取り付けられるように構成されている。

ハウジング９０についての上記の説明に関して、遠位筒状部材９２ａ、９２ｂは、一実施の形態においては同一であり、したがって、第１の遠位筒状部材９２ａならびに第１の遠位筒状部材９２ａと対応するノズル５０との関係についての以下の説明は、第２の遠位筒状部材９２ｂおよび対応するノズル５０についても、同様に当てはまる。この点を念頭に、遠位筒状部材９２ａは、中間壁９４に形成された遠位側１０８から、ハウジングの中間部１０２の内表面１０７から横方向に離間している近位側１１０まで延びている。遠位筒状部材９２ａの大部分の直径は、実質的に一様であるが、遠位側１０８（チャンバ５８へと流通可能に開いている）においてわずかに広がっている。この直径の広がりは、遠位筒状部材９２ａからチャンバ５８への層流の流体の流れを促進する。これに限られるわけではないが、例として、遠位筒状部材９２ａは、０．１９４インチ程度の内径を有しており、ノズル５０ａ、５０ｂ（図４Ｃ）のそれぞれが、そのように画定された直径へと突き出している。

さらに、遠位筒状部材９２ａは、軸方向の中心線Ｃを画定しており、（図４Ｃに示されている軸方向の中心線Ｃは、最終的にインターフェイスプレート７２（図３）に組み合わせられたときの通路４２ａ（図２Ｂ）の軸方向の中心線Ｃ（図２Ｂ）でもあることを、理解すべきである）。図示のとおり、ノズル５０ａ、５０ｂは、近位側１１０において遠位筒状部材９２ａへと流通可能に開いており、軸方向の中心線Ｃに対して非平行かつ互いに対しても非平行な形状で配置されている。さらに詳しくは、ノズル５０ａ、５０ｂは、それぞれの出口端５４が遠位筒状部材９２ａへと突き出すように、筒状部９２ａの周上の反対側に形成されている。ノズル５０ａ、５０ｂはそれぞれ、流れの方向の軸Ｄ_１、Ｄ_２を画定している。流れの方向の軸Ｄ_１、Ｄ_２は、それぞれのノズル５０ａ、５０ｂによって画定される中心軸に一致し、ノズルのそれぞれの出口端５４から出る流体の方向を定めている。これを念頭に、一実施の形態においては、ノズル５０ａ、５０ｂは、流れの方向の軸Ｄ_１、Ｄ_２がほぼ軸方向の中心線Ｃにて互いに交差または衝突するように配置されている。すなわち、ノズル５０ａ、５０ｂが、軸方向の中心線Ｃを中心にして対称に配置されている。

この目的のため、一実施の形態においては、ノズル５０ａ、５０ｂの角度は、流れの方向の軸Ｄ_１、Ｄ_２が４０°〜８０°の範囲、好ましくは５０°〜７０°の範囲、さらに好ましくは約６０°（±１°）の内包角Θを定めるべく組み合わせられるように、軸方向の中心線Ｃに対して配向されている。さらに、ノズル５０ａ、５０ｂのそれぞれが、入口端５２から出口端５４へと狭くなる流体の流れの経路によって、ジェット気流の流体の流れを生成するように構成されている。例えば、一実施の形態においては、入口端５２が、約０．０６９インチの直径を有する一方で、出口端５４は、約０．０２４５インチの直径を有している（幅広くさまざまな他の寸法も同様に容認可能であることを、理解すべきである）。いずれにせよ、ノズル５０ａ、５０ｂによって生成された流体のジェット気流が、ほぼ軸方向の中心線Ｃにおいて互いに衝突して、混ざり合う。他の実施の形態においては、３つ以上のノズル５０を、遠位筒状部材９２ａを巡るさまざまな周状の位置に配置して、遠位筒状部材９２ａに組み合わせることが可能であるが、そのような代案の実施の形態の多くにおいて、複数のノズル５０のそれぞれによって確立されるそれぞれの流れの方向の軸はすべて、ほぼ軸方向の中心線Ｃにおいてお互いに衝突する。他の代案の実施の形態においては、ノズル５０が、それぞれの流れの方向の軸Ｄ_１、Ｄ_２が軸方向の中心線Ｃから離れた点で交差するよう、オフセットされた関係に配置および／または配向されている。この構成は、後述のように、動作の呼気のモードにおいて渦を生じさせる。

ノズル５０の出口端５４を画定または包囲するほかに、ハウジングの中間部１０２は、ノズル５０の入口端５２を、入口端５２がハウジング９０の外部へと開くように形成してもいる。例えば、一実施の形態においては、中間部１０２の外側が、後面１１４およびレッジ１１６を備えている。後面１１４は、レッジ１１６から遠位部１０４へと斜め（横断面積において先細り）の様相で延びている。図４Ｄに示されているように、それぞれのノズル５０の入口端５２が、後面１１４を貫通して延び、後面１１４に対して流通可能に開いており、レッジ１１６は、マニホールドカバー７４（図３）を組み付けるための表面を提供している。このように、後面１１４が、後述のとおりマニホールドカバー７４が最終的にジェット本体７０へと組み付けられたときに、マニホールド５６（図２Ｂ）を完成させる。

ハウジング９０についての上記の説明を念頭に、一実施の形態の形態においては、図４Ｃに最もよく示されているように、圧力監視ポート９６は、ハウジング９０から延びており、中間部１０２を貫いて延びる開口１１８（破線で示されている）を形成している。開口１１８は、中間壁９４（図４Ｂ）の付近においてハウジング９０の内部へと開いており、とくには遠位筒状部材９２ａ、９２ｂとハウジングの中間部１０２の内表面１０７との間の体積間隔１１９（広く指し示されている）へと開いている。さらに詳しく後述されるとおり、この位置は、インターフェイスプレート７２（図３）の造作と連動して、ジェット本体７０／生成器本体３０（図２Ａ）の内部の圧力の取り出しまたは測定を容易にする。

最後に、図４Ａに戻ると、取り付け部品９８は、一実施の形態においては、ハウジングの近位部１００から反対の様相で延びる１対のフランジ１２０ａ、１２０ｂを備えており、フランジ１２０ａ、１２０ｂはそれぞれ、クリップ１２２ａ、１２２ｂを終端としている。クリップ１２２ａ、１２２ｂはそれぞれ、すき間１２４ａ、１２４ｂを確立すべくハウジング９０から離間している。すき間１２４ａ、１２４ｂは、生成器本体３０（図２Ａ）を患者へと固定するために何らかのやり方で使用されるストラップ（図示せず）を、スライド可能に受け入れるように寸法付けられている。クリップ１２２ａ、１２２ｂは、ストラップと摩擦係合する表面を提供している。代案として、取り付け部品９８は、さまざまな他の形態をとることができ、いくつかの実施の形態においては省略される。

図３に戻り、さらに図５Ａ〜図５Ｃを参照して、一実施の形態において、インターフェイスプレート７２は、フレーム１４０、第１および第２の近位筒状部材１４２ａ、１４２ｂ、ならびに第１および第２の接続体１４４ａ、１４４ｂを備えている。大まかに言うと、接続体１４４ａ、１４４ｂは、近位筒状部材１４２ａ、１４２ｂをフレーム１４０から横方向に離間させるように、当該近位筒状部材１４２ａ、１４２ｂとフレーム１４０との間を部分的に延在している。

フレーム１４０は、ジェット本体７０の開口１０６（図４Ａ）に入れ込まれるように寸法付けられている。したがって、一実施の形態においては、フレーム１４０が略長円形状（図５Ａに最もよく示されている）を有しており、ジェット本体のハウジング９０（図４Ａ）へと密に嵌め込みまたは組み付け（例えば、溶接）されるように構成された比較的平坦な後面１４６（図５Ｂおよび図５Ｃ）を終端としている。代案として、フレーム１４０は、さまざまな他の形態をとることができる。

一実施の形態においては、近位筒状部材１４２ａ、１４２ｂが並置されかつ同一に形成されており、したがって、第１の近位筒状部材１４２ａについての以下の説明が、第２の近位筒状部材１４２ｂにも同様に当てはまる。これを念頭に、とくに図５Ｂおよび図５Ｃを参照すると、近位筒状部材１４２ａは通路１５０を形成しており、遠位領域１５２、中間領域１５４、および近位領域１５６によって定められている。近位領域１５６は、近位端４６ａを終端としている（さもなければ、最終的な組み立て後に、チューブ４２ａ（図２Ａ）の近位端４６ａに対応し、あるいはチューブ４２ａの近位端４６ａを規定する）。反対に、遠位端１５２は、ジェット本体７０の遠位筒状部材９２ａ、９２ｂ（図４Ｂ）の該当する１つを覆って組み付けられるように、寸法および形状付けられている。すなわち、遠位領域１５２の内径が、当該遠位筒状部材９２ａまたは９２ｂの外径よりも大きい。とくに、一実施の形態においては、遠位領域１５２は、後述のとおり、最終的にジェット本体７０へと組み付けられたときに、圧力チャンバ（図示せず）を確立するために、フレーム１４０の後面１４６を超えて遠位方向に延びている。

中間領域１５４は、遠位部１５２から延びており、遠位部１５２の内径に比べて小さな内径を有しており、一実施の形態においては、第１の部位１５８および第２の部位１６０を含んでいる。第２の部位１６０の直径は、第１の部位１５８から近位領域１５６へと先細りになっている。さらに詳しくは、第１の部位１５８の内径が、当該遠位筒状部材９２ａ（図４Ｃ）の直径に一致し、近位領域１５６の内径よりも大きい。さらに詳しく後述されるとおり、この拡大された領域は、使用時にジェット気流を受け入れて、ジェット気流の中断を促進する。これに限られるわけではないが、一例として、第１の部位１５８の内径が、０．１９４インチ程度である一方で、近位領域１５６の内径は、０．１４２インチ程度である。代案として、幅広くさまざまな他の寸法も、少なくとも中間領域１５４の一部分（すなわち、第１の部位１５８）が近位領域１５６の内径よりも大きな内径を有する限りにおいて、同様に容認可能である。これらの同じ趣旨に沿って、第１の部位１５８の長手方向の長さは、近位筒状部材１４２ａの組み付け相手である遠位筒状部材９２ａに組み合わせられているノズル５０ａ、５０ｂ（図４Ｃ）の間の角度の向きおよび横オフセットの距離に対応する。さらに詳しくは、第１の部位１５８は、最終的な組み立ての後に、ノズル５０によって生成されるジェット気流が、主ジェット気流またはジェットポンプの形成を保証すべく第２の部位１６０および／または近位領域１５６（すなわち、直径が小さくされている領域）の付近または範囲内において互いに衝突するように、寸法付けられている。これに限られるわけではないが、一実施の形態においては、第１の部位１５８は、約０．１３４インチの長手方向長さを有している。

最後に、近位領域１５６は、フレーム１４０に対して近位方向に外へと延びており、患者インターフェイス部３２（図１）の当該部位を収容するための表面を画定している。一実施の形態においては、図３および図５Ｂに最もよく示されているように、半径方向のスロット１６２が、近位筒状部材１４２ａの内側１６４（すなわち、対立する近位筒状部材１４２ｂに面する側）に沿って形成され、近位端４６ａから延びている。半径方向のスロット１６２は、患者インターフェイス部３２（図１）に応じた寸法とされ、後述されるように、近位筒状部材１４２ａに存在しうる圧力の取り出しまたは採取を可能にする領域を提供している。一実施の形態においては、半径方向のスロット１６２は、０．０５〜０．５インチ程度の長手方向長さを有しているが、他の寸法も同様に容認可能である。他の実施の形態においては、スロット１６２の寸法は、筒状部材１４２ａの近位端６４の内径に相関付けられている。驚くべきことに、近位端６４での筒状部材１４２ａの内径の８５％を超えない長さを有し、かつ／または近位端６４での筒状部材１４２ａの内径の２５％以上の幅を有するように、半径方向のスロット１６２を形成することで、患者へと送達される圧力を高い精度で、しかしながら背圧の発生を最小限または皆無にしつつ、採取できることが発見された。ところで、第２の近位筒状部材１４２ｂも、半径方向のスロット１６２を（第１の近位筒状部材１４２ａに面する側に沿って）同様に形成している。

最後に、接続体１４４ａ、１４４ｂは、当該近位筒状部材１４２ａ、１４２ｂの外周の一部分から延在している。この点に関し、図５Ａに最もよく示されているように、第１および第２の圧力タップまたは切り抜き１６６、１６８が、接続体１４４ａ、１４４ｂの間に形成されている。切り抜き１６６、１６８は、半径方向のスロット１６２とインターフェイスプレート７２の後面１７０（図５Ｂに広く指し示されている）との間の流体の接続手段を構成している。後述されるとおり、切り抜き１６６、１６８は、最終的な組み立ての後に、生成器本体３０（図２Ａ）の内部の圧力の取り出し又は採取を容易にする。

図６Ａおよび図６Ｂを参照し、一実施の形態において、マニホールドカバー７４は、側壁１８０、仕切り１８２、および供給ポート１８４を備えている。側壁１８０は、前側１８６から後ろ側１８８まで延びる連続的な筒状体を形成している。この点に関し、側壁１８０は、ジェット本体のハウジング９０（図４Ａ）の一部分の周囲へと組み付けられるように寸法付けられており、したがって、一実施の形態においては、横断面において長円形状を有している。

仕切り１８２は、側壁１８０の後ろ側１８８から半径方向内側へと延びており、開口１９２を画定するエッジ１９０を終端としている。開口１９２は、筒状の側壁１８０の内部へと流通可能に開いており、ジェット本体のハウジングの遠位部１０４（図４Ｃ）を受け入れるように寸法付けられている。したがって、一実施の形態においては、エッジ１９０／開口１９２は、長円形状を形成している。

最後に、とくに図６Ｂを参照して、供給ポート１８４は、側壁１８０から外向きに延び、側壁１８０の厚さを貫く開口１９４を形成している。支持ポート１８４は、流体供給源から延びるチューブなど、チューブ（図示せず）に組み付けられて、チューブに流通可能につながるように構成されている。したがって、この構成によって、供給ポート１８４は、流体供給源と筒状の側壁１８０の内部との間の流体の接続を提供する。このようにして、供給ポート１８４は、後述のように、生成器本体３０（図２Ａ）への流体の流れの供給を容易にしている。

排気ポート７６が、図７Ａ〜図７Ｃに詳しく示されている。排気７６は、すでに述べた導管６０を形成する導管体２００を備えている。一実施の形態においては、導管体２００は、第１のセグメント２０２および第２のセグメント２０４を含んでいる。第１のセグメント２０２は、一実施の形態においては部分リム２０８を備えている前面２０６から、おおむね長手方向の状態で延びている。部分リム２０８は、図７Ａに最もよく示されており、溶接などによってマニホールドカバーの仕切り１８２（図６Ａ）へと容易に組み付けることができるよう、広げられた表面を提供している。いずれにせよ、前面２０６は、ジェット本体のハウジングの遠位部１０４（図４Ａ）を受け入れて、チャンバ５８（図４Ａ）と導管６０との間に流体の接続手段を構成するように寸法および形状付けられている。

第２のセグメント２０４は、前面２０６の反対側において第１のセグメント２０２から延びており、７０°〜１１０°の範囲の曲げを規定しており、例えば一実施の形態においては、約９０°の曲げを規定している。この１つの構成において、排気ポート７６は、組み合わせられる排気チューブ（図示せず）を排気ポート７６から離れるように、したがって生成器本体３０（図２Ａ）に対して所望の方向に、容易に延ばすことができるようにしている。この目的のため、一実施の形態においては、第２のセグメント２０４は、第２のセグメント２０４の後端面２１２に隣接する周状のかかり２１０を形成している。かかり２１０は、排気チューブをかかり２１０の周囲で回転させることができる状態で、排気チューブを排気ポート７６へと容易に固定できるように構成されている。

あるいは、排気ポート７６は、外周のかかり２１０を省略できるよう、排気チューブの固定を容易にするさまざまな他の構造を取り入れることができる。これらの同じ趣旨に添い、とくに図７Ｃを参照すると、一実施の形態においては、第２のセグメント２０４は、自身の後ろ側２１６に沿って溝２１４を形成している。溝２１４は、使用時の排気ポート７６／排気チューブの内部からの余分な圧力の解放を促進する。代案として、溝２１４を省略することが可能である。第１および第２のセグメント２０２、２０４を、剛に接続されているものとして説明したが、別の実施の形態においては、排気ポート７６は、第２のセグメント２０４が第１のセグメント２０２へと回転可能に接続されるように構成される。この構成によれば、ユーザは、第２のセグメント２０４（したがって、第２のセグメント２０４へと取り付けられた排気チューブ）を所望の空間的位置へと、第１のセグメント２０２（したがって、生成器本体３０の残りの部分）に対して回転させることができる。

本発明の原理による生成器本体３０の組み立てを、図８Ａおよび図８Ｂを参照して説明することができる。この点に関し、構成部品７０〜７６を、或る特定の順序で組み立てられるものとして説明するが、必ずしもこれに限られるわけではない。とくに図８Ａを参照すると、マニホールドカバー７４が、ジェット本体７０へと組み付けられる。さらに詳しくは、ジェット本体７０のハウジング９０の遠位部１０４は、マニホールドカバー７４の仕切り１８２によって画定される開口１９２に受け入れられ、この開口１９２を通過する。マニホールドカバーの側壁１８０の前側１８６は、ジェット本体のハウジング９０の後面１１４（したがって、ノズル５０の入口端５２）がマニホールドカバーの側壁１８０によって画定される内部領域に位置するように、ジェット本体のハウジング９０のレッジ１１６に当接する。

次いで、マニホールドカバー７４は、マニホールドカバーの側壁１８０の前側１８６をジェット本体のハウジング１９０のレッジ１１６へと超音波で溶接するなどにより、ジェット本体７０へと固定される。最終的に組み立てられると、ジェット本体のハウジング９０およびマニホールドカバーの側壁１８０は、協働してマニホールド５６を画定する。さらに詳しくは、マニホールドカバー７６をジェット本体７０へと組み付けることによって、マニホールド５６の周囲に流体のシール（気密性）が確立され、したがって供給ポート１８４とそれぞれのノズル５０の入口端５２との間の流体の接続が確立される。すなわち、マニホールドカバー７４は、それぞれのノズル５０が供給ポート１８４へと流通可能につながっているただ１つのマニホールド５６へと流通可能につながるように、ジェット本体のハウジング９０の遠位部１０４の全体の周囲を延びている。

次いで、排気ポート７６は、導管６０がチャンバ５８へと流通可能につながるように、ジェット本体のハウジング９０の遠位部１０４を覆って組み付けられる。一実施の形態においては、排気ポートの導管体２００の前面２０６は、マニホールドカバーの仕切り１８２および／またはジェット本体の遠位部１０４の外側に当接して固定（例えば、溶接）され、流体密封シールが確立される。

図８Ｂを参照すると、インターフェイスプレート７２が、ジェット本体７０へと組み付けられる。さらに詳しくは、インターフェイスプレートのフレーム１４０が、ハウジングの近位部１００の開口１０６へと入れ込まれ、インターフェイスプレート７２の近位筒状部材１４２ａ、１４２ｂが、ジェット本体７０のそれぞれの遠位筒状部材９２ａ、９２ｂへと組み合わせられて、流通可能につながる。したがって、インターフェイスプレート７２がジェット本体７０へと最終的に組み付けられると、第１の近位筒状部材１４２ａおよび遠位筒状部材９２ａが、協働して第１のチューブ４２ａを画定し、第２の近位筒状部材１４２ｂおよび遠位筒状部材９２ｂが、協働して第２のチューブ４２ｂを画定する。この点に関し、インターフェイスプレート７２をジェット本体７０へと溶接するなどによって、対応する筒状部材１４２ａ／９２ａおよび１４２ｂ／９２ｂの間に、流体密封シール（例えば、３ｐｓｉにおいて流体の漏れがない）が確立される。

いずれにせよ、このように構成されたチューブ４２ａ、４２ｂがそれぞれ、どちらもチャンバ５８（導管６０へと流通可能につながっている）へと流通可能に接続されたそれぞれの通路４４ａ、４４ｂを形成する。さらに、少なくとも２つのノズル５０（広く指し示されている）が、当該１つの通路４４ａ、４４ｂ内に突き出して、流通可能につながっており、当該ノズル５０によって規定される流れの方向の軸Ｄ（図４Ｃ）が、一実施の形態においては、ほぼ通路４４ａまたは４４ｂの軸方向の中心線Ｃ（図４Ｃ）において互いに交差または衝突している。繰り返しになるが、近位筒状部１４２ａおよび１４２ｂの中間領域１５４および近位領域１５６が、結果としてのチューブ４２ａまたは４２ｂを、それぞれのノズルの出口端５４の付近（すなわち、第１の部位１５８（図４Ｃ）の辺り）の内径が出口端５４のさらに下流（すなわち、第２の部位１６０および近位領域１５６の辺り）の内径に比べて大きくなるように形成している。参考として、この大きくされた直径（したがって、大きくされた体積）が、図８Ｂにおいては、それぞれのチューブ４２ａ、４２ｂ内の逃げ領域２２０として反映されている。

さらに、すき間または圧力チャンバ２２２（広く指し示されている）が、ジェット本体のハウジング９０と、インターフェイスプレートのフレーム１４０と、近位および遠位の筒状部材１４２／９２のそれぞれの外側との間に形成されている。圧力チャンバ２２２は、切り抜き１６６、１６８（図８Ｂでは隠れているが、図５Ａに示されている）において流通可能に開いており、圧力監視ポート９６（図４Ｃ）へと流通可能につながっている。後述のように、生成器本体３０の患者側３６に隣接する生成器本体３０の内部の圧力が、圧力チャンバ２２２へと伝えられる。圧力チャンバ２２２は、生成器本体３０の内部の圧力を測定するために、圧力を圧力タップまたは切り抜き１６６、１６８（図５Ａ）から圧力監視ポート９６へと通すための手段をもたらしている。後で明らかにされるとおり、半径方向のスロット１６２が、チューブ４２ａ、４２ｂ内の圧力を採取するための場所を画定している。当然ながら、半径方向のスロット１６２がそれぞれのチューブ４２ａ、４２ｂの近位端に位置している（すなわち、可能な限り患者インターフェイス部（図示せず）の近くに位置している）こと、および切り抜き１６６、１６８が半径方向のスロット１６２のすぐ近く（例えば、一実施の形態においては０．２インチ程度）にあることから、従来からのｎＣＰＡＰ生成器の構成に比べて、実際に患者へと送達される圧力をより正確に評価することが可能になる。

一実施の形態においては、生成器本体の構成部品７０〜７６のそれぞれが、後の溶接による組み立てに適している同種のプラスチック材料から成型される。例えば、一実施の形態においては、生成器本体の構成部品７０〜７６のそれぞれが、成型ポリカーボネートであるが、アクリル樹脂またはアクリル共重合体樹脂、他の熱可塑性材料、などといった他のプラスチック材料も容認可能である。これらの同じ趣旨に沿って、構成部品７０〜７６の互いの取り付けは、３ｐｓｉの圧力において漏れが生じない流体密封シールを特徴とする。例えば、溶接（例えば、超音波溶接）、接着剤、などを使用することができる。あるいは、構成部品７０〜７６の２つ以上を一体に形成することができ、例えば、一代替実施の形態においては、生成器本体３０を、単一の一体の部品として成型または形成することが可能である。

しかしながら、驚くべきことに、構成部品７０〜７６を互いに別個に形成することで、集合体としての生成器本体３０の主要な造作について、生成器本体３０の全体サイズを最小限にしつつ密な公差を達成できることが発見されている。さらに、上述の一実施の形態においては、構成部品７０〜７６が積み重ねの様相で組み立てられている。隣接する構成部品の間のすべての取り合い面が、使用時の患者へと向かう流体の流れの方向に対して、基本的に直角である。したがって、隣接する構成部品７０〜７６の間で生じうるいかなる漏れも、患者の流体の流れへと開いてはおらず、代わりに生成器本体３０の外部へと流れる。これにより、結果として、患者への高圧の漏れの発生が防止される。

次いで、組み立てられた生成器本体３０に、図８Ｃに示されているようなｎＣＰＡＰ装置２２を形成するうえで、追加の構成部品を備えることができる。例えば、流体供給チューブ２３０の一端が、供給ポート１８４へと流通可能に接続され、他端（図示せず）が、加圧気体（例えば、空気、酸素、など）の供給源などの流体供給源（図示せず）へと流通可能に接続される。同様に、通気チューブ２３２の一端が、圧力監視ポート９６へと流通可能に接続され、他端（図示せず）が、圧力監視装置（図示せず）へと流通可能に接続される。すでに述べたように、圧力監視ポート９６は、生成器本体３０の内部の流体の圧力へと開いており、したがって圧力監視装置によって、通気チューブ２３２を介して、患者へと送達されている圧力のレベルを割り出すことができる。最後に、排気チューブ３４が、排気ポートの導管体２００を覆って流通可能に接続される。

一実施の形態においては、周状のかかり２１０（図７Ａ）は、排気チューブ３４を排気ポート７６に対して長手方向にロックされた状態で固定する。一実施の形態においては、排気チューブ３４は、排気チューブ３４を「狭窄」を生じることなく所望の状態に容易に向ける（例えば、曲げる）ことができるよう、波形またはアコーディオン状の構成を有している（例えば、波形の伸縮可能チューブである）。さらなる実施の形態においては、排気チューブ３４は、図８Ｃに示されているように、主たる波状部２３４、逃げ部２３６、および先端２３８を画定している。先端２３８は、排気ポート７６を覆うように配置されて、排気ポート７６へと固定されるように構成されており、したがって波形を有していない。主たる波状部２３４は、チューブ３４の大部分にわたって延びており、ユーザの所望および指示のとおりに伸縮させられ、伸縮後の長さを維持するように構造的に形成されている。反対に、逃げ部２３６は、容易な伸縮のための内向きおよび外向きに延びる壁部分を備えているが、壁の厚さが薄くされており、きわめて柔軟である（波状部２３４と比べて）。

これにより、排気チューブ３４を長手方向について排気ポート７６へと固定したまま、ユーザが容易に排気チューブ３４を排気ポート７６に対して回転させることができる。代案として、排気チューブ３４（ならびに、流体供給チューブ２３０および通気チューブ２３２）は、さまざまな他の形態をとることができる。例えば、排気チューブ３４、チューブ３４、２３０、および／または２３２のうちの１つまたはすべてを、ユーザによって所望の形状へと繰り返し曲げることができ、曲げ後の形状を自身で維持することができる剛であるが柔軟な材料で形成することができる。参考までに、チューブ３４、２３０、および２３２のそれぞれの長さは、図示を容易にするために図８Ｃにおいては短縮されている。

図９Ａおよび図９Ｂに示されているように、ｎＣＰＡＰシステム２０（図１）の使用に先立って、患者インターフェイス部３２が、ｎＣＰＡＰ装置２２へと組み付けられ、とくに生成器本体３０へと組み付けられる。患者インターフェイス部３２は、患者の鼻腔（図示せず）へと流体を接続するために適したさまざまな形態をとることができる。したがって、患者インターフェイス部３２は、図示のような対向する一対の鼻突起を備えることができる。あるいは、患者インターフェイス部３２は、生成器本体３０について患者の両方の鼻腔へのただ１つの流通可能な接続を行うマスクであってよい。いずれにせよ、一実施の形態においては、患者インターフェイス部３２は、弾性的かつ従順な材料で形成されたベース２４０を備えており、後述のように生成器本体３０の特定の形状と相互作用するように構成されている。

例えば、一実施の形態においては、ベース２４０は、ベース２４０の厚みを貫通して延びる１対の管腔２４２ａ、２４２ｂと、管腔２４２ａ、２４２ｂの間を延びるチャネル２４４とを形成している。チャネル２４４および管腔２４２ａ、２４２ｂは、ベース２４０の遠位面２４６に対して開いており、チャネル２４４は、生成器本体３０のチューブ４２ａ、４２ｂのそれぞれに組み合わせられた半径方向のスロット１６２の長手方向長さに一致する長手方向長さを有している。これを念頭に、患者インターフェイス部３２の生成器本体３０への組み付けは、チューブ４２ａ、４２ｂのそれぞれを当該管腔２４２ａ、２４２ｂの内側に取り付けることを含んでいる。さらに、ベース２４０は、摩擦によってジェット本体のハウジング９０とチューブ４２ａ、４２ｂとの間に固定されるように、ジェット本体のハウジング９０の近位部１００の内側に配置される。

この点に関し、一実施の形態においては、ベース２４０の形状は、ジェット本体のハウジング９０の近位部１００の形状に一致している。好ましい一実施の形態においては、一致する形状が、患者インターフェイス部３２の生成器本体３０に対する所望の向きを保証するために、非対称である。例えば、一実施の形態においては、ベース２４０およびジェット本体のハウジング９０の近位部１００は、図９Ａに示されているように、１対のアーチ状（すなわち、おおむね曲線の）角２５０と、１対の比較的明確な（すなわち、「尖った」）角２５２とを備えている（すなわち、曲線の角２５０が、尖った角２５２に比べて大きな曲率半径を有している）。この構成によれば、患者インターフェイス部３２を、誤って図９Ａに示した向きと反対の向きで生成器本体３０へと組み付けてしまうことがない。代案として、患者インターフェイス部３２は、非対称な形状のベース２４０を含んでも、含まなくてもよいさまざまな他の形態をとることができる。

いずれにせよ、一実施の形態においては、患者インターフェイス部３２は、ジェット本体のハウジング９０の近位部１００と圧力監視ポート９６との間に所望の流体の接続を維持するように構成されている。とくに、図９Ｃを参照すると、ベース２４０は、チャネル２４４がそれぞれのチューブ４２ａ、４２ｂによって定められている半径方向のスロット１６２に対して開くように、生成器本体３０のチューブ４２ａ、４２ｂに組み付けられる。したがって、通路４４ａ、４４ｂ内の流体の流れは、半径方向のスロット１６２およびチャネル２４４を介して外へと流れることができる。さらに、チャネル２４４からの流体の流れは、インターフェイスプレート７２によって画定された圧力タップまたは切り抜き１６６、１６８へと流れ、圧力タップまたは切り抜き１６６、１６８を通過して流れることができる（図９Ｃの断面図においては切り抜き１６８のみが存在し、切り抜き１６６は図５Ａに示されていることを理解すべきである）。

次いで、切り抜き１６６、１６８は、インターフェイスプレート７２とジェット本体のハウジング９０の近位部１００との間に画定されている圧力チャンバ２２２へと流通可能に開いている。したがって、圧力監視の流体回路は、圧力監視ポート９６（図９Ａ）および通路４４ａ、４４ｂが、半径方向のスロット１６２、チャネル２４４、切り抜き１６６、１６８、および圧力チャンバ２２２を介して流通可能に接続されることによって確立される。この目的のため、一実施の形態においては、半径方向のスロット１６２をそれぞれのチューブ４２ａ、４２ｂの内側に沿って位置させ、かつ患者の鼻孔に直接的に流通している管腔２４２ａ、２４２ｂのきわめて近くに位置させることによって、圧力監視回路は、患者が実際に直面する圧力とほぼ同一（患者へと届けられる実際の圧力の０．２〜０．３ｃｍの範囲内）の圧力を検出することができる。

当然ながら、本発明の原理によるｎＣＰＡＰ装置２２、とくに生成器本体３０は、幅広くさまざまな他の患者インターフェイス部の構成（患者インターフェイス部３２に関して上述した特徴の一部またはすべてを取り入れても、あるいは取り入れていなくてもよい）において有用である。すなわち、患者インターフェイス部３２に限られるわけではない。

ｎＣＰＡＰシステム２０（図１）の一部としてのｎＣＰＡＰ装置２２の動作、とくに生成器本体３０の動作を、まず図１０Ａを参照して説明する。図示を容易にするため、ｎＣＰＡＰ装置２２は、患者インターフェイス部３２（図９Ａ）を備えずに示されている。この点を念頭に、ｎＣＰＡＰ装置２２は、患者（図示せず）へと固定される。本発明のｎＣＰＡＰ装置２２は、幅広くさまざまな患者において有用であるが、このｎＣＰＡＰ装置２２は、幼児または新生児にＣＰＡＰ療法を提供するためにきわめて適している。いずれにせよ、ｎＣＰＡＰ装置２２は、ストラップ（図示せず）を患者の頭部の周囲に固定し、次いでストラップを生成器本体３０の取り付け部品９８へと固定することによって、患者へと取り付けられる。例えば、ストラップは、ストラップをすき間１２４ａ、１２４ｂ（図１０Ａには、そのうちの１つが示されている）に入れ込むことによって生成器本体３０へ固定され、ストラップに対する生成器本体３０の位置は、クリップ１２２ａ、１２２ｂ（図１０Ａには、そのうちの１つが示されている）によって保持される。

ひとたび患者へと固定されると、流体（例えば、空気、酸素、など）が、供給チューブ２３０を介して生成器本体３０へと供給される。さらに詳しくは、流体が、供給ポート１８４へと押し込まれ、供給ポート１８４は、流体の流れをマニホールド５６へと案内する。マニホールド５６は、供給された流体がノズル５０（広く５０として指し示され、図１０Ａにおいてはノズル５０ａ、５０ｂとして示されている）へと押し込まれるように、それぞれのノズル５０の入口端５２と流通可能につながっている。次いで、ノズル５０のそれぞれが、当該通路４４ａ、４４ｂ（図２Ａ）の内部に低モーメントの二次ジェット流体流を生成する。

例えば、図１０Ａは、チューブ４２ａによって画定された通路４４ａを、ノズル５０ａ、５０ｂとともに示している。第１のノズル５０ａは、通路４４ａの内部に第１の低モーメントの二次ジェット気流Ｓ_１を生成する。同様に、第２のノズル５０ｂは、通路４４ａの内部に第２の低モーメントの二次ジェット気流Ｓ_２を生成する。本明細書において使用されるとき、用語「低モーメント」は、ただ１つのノズルを取り入れてなる従来からのｎＣＰＡＰ生成器において見られるノズル誘起のジェット気流のモーメントに対する比較である。例として、５ｃｍ水のＣＰＡＰをもたらすために、ただ１つのノズルでは、直径０．２インチの導管において１０ミリニュートンというジェット気流のモーメントを生成しなければならない。対照的に、図示の生成器本体３０の実施の形態においては、それぞれのノズル５０ａ、５０ｂが、５ミリニュートンというジェット気流のモーメントを生成することで、５ｃｍ水のＣＰＡＰが生み出される。

さらに図４Ｃを参照すると、第１の二次ジェット気流Ｓ_１が、流れの方向の軸Ｄ_１に沿って第１のノズル５０ａから発射される一方で、第２の二次ジェット気流Ｓ_２は、流れの方向の軸Ｄ_２に沿って発射される。すでに述べた通路４４ａの軸方向の中心線Ｃに対するノズル５０ａ、５０ｂの向きゆえに、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２は、ほぼ軸方向の中心線Ｃにおいて互いに交差または衝突し、主ジェット気流またはジェットポンプＰを生む。このようにして、実質的に、低モーメントの二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が互いに組み合わせられ、患者へと向かう方向（すなわち、生成器本体３０の患者側３６）に流れる安定なより大きなモーメントのジェットポンプを確立または生成する。このようにして、ジェットポンプは、患者のための低モーメントの気道陽圧源として機能する（すなわち、ジェットポンプのモーメントが圧力へと変換される）。

患者が息を吸っている期間（「吸気段階」）において、主ジェット気流Ｐは、通路４４ａ（および、４４ｂ）を介して患者の鼻腔に向かって容易に流れる。二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２の間の境界点が、通路４４ａの小径の近位領域１５６またはその付近にあるため、ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２の衝突によって生み出される渦（すなわち、渦を巻く流体の流れ）はわずかであり、容易に通路４４ａ内に閉じ込められる。このようにして、吸気の段階において、持続気道陽圧が、通路４４ａ、４４ｂの内部に生成され、通路４４ａ、４４ｂによって患者へと送達される。さらに、主ジェット気流Ｐをそれぞれの通路４４ａ、４４ｂにおいてほぼ中心に位置させ、小径の近位領域１５６を設けることによって、ベンチュリ効果が生み出され、患者の吸気の需要を満足させるべく患者へと向かう気流への追加の気体の取り込みを向上させる。

他の実施の形態においては、生成器本体３０が、ノズル５０ａ、５０ｂのうちの少なくとも１つの直径を変化させることができるように構成される。例えば、マンドレルまたはピンを、ノズル５０ａまたは５０ｂ内にスライド可能に配置し、ユーザがピンを出口端５４に向かい、あるいは出口端５４から離れるように動かして、出口端５４の有効直径を変化させることができるように、ノズル５０ａまたは５０ｂに組み合わせることができる。これにより、ユーザが、流量‐ＣＰＡＰの関係を、患者の呼吸の労苦の要件によく合致するように変化させることができる。

患者（図示せず）が息を吐いている期間（「呼気段階」）におけるｎＣＰＡＰ装置２２の動作を、図１０Ｂに示している。参考までに、生成器本体３０へと送り込まれている流体の流量は一定であり、したがって吸気段階または呼気段階のどちらであるかによって変化するわけではない。したがって、上述の検討に従い、第１および第２の二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２は、それぞれノズル５０ａ、５０ｂによって依然として生成され、当該通路４４ａへと案内されて、軸方向の中心線Ｃに近付く。しかしながら、呼気段階においては、患者が吐き出した空気は通路４４ａに進入し、図１０Ｂに矢印Ｅ_ｐによって示されている方向に流れる。吐き出された空気流Ｅ_ｐは、基本的には、主ジェット気流Ｐ（図１０Ａ）および二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２に同時に相互作用し、あるいは主ジェット気流Ｐおよび二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２を中断させる。二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が中断されることで、もはや二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が組み合わさって主ジェット気流Ｐを形成することがない。

二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２は、（ただ１つの大モーメントのジェット気流に比べて）低モーメントであり、かつ、集合的により大きな表面積をもたらしているため、吐き出された空気Ｅ_ｐが、所望のジェット気流の中断を容易に達成できる。図１０Ｂに示されているように、中断された二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が引き離され、吐き出された空気Ｅ_ｐの流れに対する抵抗が最小限となる。その後に、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２は、吐き出された気流Ｅ_ｐによって折り「返され」る。結果として、図１０Ｃに示されているように、吐き出された空気Ｅ_ｐならびに「転向」されたノズルの気流Ｎ_１、Ｎ_２が、通路４４ａ、チャンバ５８、および導管６０を通って容易に流れ、排気チューブ３４を介して生成器本体３０から排気される。呼気段階における流体の流れは、図１０Ｃにおいて矢印によって示されている。

きわめて大きな流れ方向の渦（二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２について図１０Ｂに符号「Ｖ」で概略的に示されている）へと変化し、あるいはそのような渦を形成する二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２によって、気流の中断を特徴付けることができる。上記を示唆する他の実施の形態においては、流れ方向の渦の形成を、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が軸方向の中心線Ｃから外れた点で互いに衝突するようなノズル５０ａ、５０ｂの配置／配向によって、さらに誘起することができる。いずれにせよ、生成された渦Ｖは、軸方向の中心線Ｃから離れるように、逃げ領域２２０へと分散する。結果として、流れ方向の渦Ｖが、吐き出された気流における流れの分離の発生を防止する（あるいは、引き起こさない）。上述したノズル５０ａ、５０ｂからの流れの方向の曲げ（または「反転」）を、逃げ領域２２０の壁によって引き起こされるコアンダ効果によって強化することができる。いずれにせよ、主ジェット気流Ｐおよび二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２による吐き出された空気Ｅ_ｐに対する抵抗が、逃げ領域２２０に沿って最小化され、吐き出された空気Ｅ_ｐの流路の水力直径が実質的に増加する。

ジェット気流の衝突およびジェット気流の中断という生成器本体３０の特徴が、図１１Ａ〜図１２Ｂの写真に反映されている。とくに、図１１Ａおよび図１２Ａは、本発明の原理による生成器本体によって確立された流体回路の一部分の流体の流れの縦断面図である。参考までに、図１１Ａおよび図１２Ａの写真は、近位側３０４から遠位側３０６へと延びる通路（図２Ａの通路４４ａまたは４４ｂに類似）を形成しているチューブ３００（図２Ａのチューブ４２ａまたは４２ｂに類似）の一部分を示している。さらに、一対のノズル３０８ａ、３０８ｂ（図２Ａのノズル５０ａ、５０ｂに類似）が、通路へと流通可能に接続され、それぞれチューブ３００内に低モーメントの二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２（広く指し示されている）を生成している。

以上を念頭に、図１１Ａは、動作の吸気段階を示しており、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が、チューブ３００内で互いに衝突し、協働して主ジェット気流Ｐを生み出している。すでに述べたように、主ジェット気流Ｐは、近位側３０４へと（したがって、患者（図示せず）へと）向けられており、そのモーメントが正の圧力へと変換される。図１１Ｂに示されているように、吸気段階におけるノズル３０８ａ、３０８ｂの付近のチューブ３００内の気流の横断面の写真が提示されており、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２によって、気流の渦Ｖが生成される可能性があるが、これらの渦Ｖは比較的わずかまたは貧弱であり、チューブ３００の内表面まで広がることがなく、チューブ３００の内表面と相互作用することもない。

反対に、呼気の段階においては、図１２Ａに示されているとおり、患者から吐き出された空気（広くＥ_ｐで指し示されている）が、低モーメントの二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２を容易に中断させる。当然ながら、主ジェット気流Ｐ（図１１Ａ）は、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２が中断されることで、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２がただ１つのコヒーレントな主ジェット気流Ｐへと合流することがないため、図１２Ａにおいては見られない。図１２Ｂは、二次ジェット気流Ｓ_１、Ｓ_２の中断によって生み出された流れ方向の渦Ｖ（渦を巻く流れ）を示している。流れ方向の渦Ｖが、チューブ３００内に広がり、あるいは伝搬している。

当然ながら、ノズル３０８によって生成される低モーメントのジェットの流体流は、患者から吐き出される低モーメント／圧力の空気によって容易に中断される。したがって、ただ１つのジェット気流を、患者の呼気の際の流体反転技法とともに取り入れているこれまでのｎＣＰＡＰ装置ときわめて対照的である。

本発明の原理によるｎＣＰＡＰ装置、とくに生成器本体は、必要とされる患者の呼吸の労苦が軽減されるという特徴を有している。これは、幼児または新生児などといった肺の能力が低い患者にとってきわめて重要である。さらに、複数のノズル／ジェット気流をただ１つの通路内で組み合わせることによって、ノズルの出口の直径を小さくでき、したがって装置の全体サイズを小さくできる。通常の動作時、多数のノズルのそれぞれがモーメントの小さいジェット気流を生成しているため、本発明のｎＣＰＡＰ装置が生じさせる可聴ノイズは、ただ１つのノズルによるより大きなモーメントのジェット気流に依存する従来からの可変流ｎＣＰＡＰ生成器に比べ、小さくなり、幼児または新生児などといった肺の能力が低い患者にとって有用である。

本発明を、好ましい実施の形態を参照して説明したが、当業者であれば、本発明の技術的思想および技術的範囲から離れることなく形態および細部について変更が可能であることを、理解できるであろう。

本発明の原理によるｎＣＰＡＰ装置を含む経鼻持続気道陽圧システムの一実施形態を示すブロック図である。 本発明の原理によるｎＣＰＡＰ装置の生成器本体部の実施形態の斜視図である。 図２Ａの生成器本体の縦断面図である。 図２Ａの生成器本体として使用するための本発明の原理による一実施形態の生成器本体の分解図である。 図３の生成器本体の部品であるジェット本体部品の正面図である。 図４Ａのジェット本体の横断面図である。 図４Ａのジェット本体の上面断面図である。 図４Ａのジェット本体の背面図である。 図３の生成器本体の部品であるインターフェイスプレートの正面図である。 図５Ａのインターフェイスプレートの上面断面図である。 図５Ａのインターフェイスプレートの横断面図である。 図３の生成器本体の部品であるマニホールドカバーの前方斜視図である。 図６Ａのマニホールドカバーの横断面図である。 図３の生成器本体の部品である排気ポートの正面図である。 図７Ａの排気ポートの横断面図である。 図７Ａの排気ポートの後方からの斜視図である。 図３の生成器本体の組み立てを説明する断面図である。 図３の生成器本体の組み立てを説明する断面図である。 図３の生成器本体を含む本発明の原理によるｎＣＰＡＰ装置の斜視図である。 一実施形態の患者インターフェイス部に組み合わせられた図３の生成器本体の分解斜視図である。 図９Ａの患者インターフェイス部の底面断面図である。 最終的な組み立て後の図９Ａの生成器本体および患者インターフェイス部の組み合わせの底面断面図である。 図８ＣのｎＣＰＡＰ装置の断面図であり、動作の吸気段階における流体の流れを示している。 図１０ＡのｎＣＰＡＰ装置の断面図であり、動作の呼気段階における流体の流れを示している。 図１０ＡのｎＣＰＡＰ装置の断面図であり、動作の呼気段階における流体の流れを示している。 動作の吸気段階の最中の本発明によるｎＣＰＡＰ装置の一部分の写真である。 動作の吸気段階の最中の本発明によるｎＣＰＡＰ装置の一部分の写真である。 動作の呼気段階の最中の図１１Ａおよび１１ＢのｎＣＰＡＰ装置の写真である。 動作の呼気段階の最中の図１１Ａおよび１１ＢのｎＣＰＡＰ装置の写真である。

符号の説明

２０ ｎＣＰＡＰシステム
２２ ｎＣＰＡＰ装置
２６ 流体供給源
２８ 圧力監視器
３０ 生成器本体
３２ 患者インターフェイス部
３４ 排気チューブ
３６ 患者側
３８ 排気側
４０ａ、４０ｂ 流体流通回路
４２ａ、４２ｂ チューブ
４４ａ、４４ｂ 通路
４６ａ、４６ｂ 近位端
４８ａ 遠位端
５０ａ、５０ｂ ノズル

Claims (32)

1. 経鼻持続気道陽圧（ｎＣＰＡＰ）システムにおいて使用するためのｎＣＰＡＰ装置であって、
   患者側および排気側を画定し、第１および第２の流体流通回路を形成している生成器本体を有しており、
   前記第１および第２の流体流通回路の各々は、
   軸方向の中心線を形成している通路と、前記通路が患者側へと開いている近位端と、前記通路が排気側へと開いている遠位端と、を画定しているチューブと、
   該チューブに組み合わせられた第１および第２のノズルと、
   を備えており、
   前記第１および第２のノズルの各々は、流体供給源へと開いている入口端と、前記通路へと開いている出口端とを画定し、前記出口端から流れの方向の軸に沿って流体のジェット気流を発するように構成されており、
   前記対応する第１および第２のノズルの前記流れの方向の軸は、お互いに対して非平行であるとともに、対応する前記通路の軸方向の中心線に対しても非平行であることを特徴とする装置。
2. 前記第１および第２のノズルの出口端は同一の直径を有している請求項１に記載の装置。
3. 前記第１および第２のノズルは、前記対応する通路の軸方向の中心線に対して横方向に整列している請求項１に記載の装置。
4. 前記第１および第２のノズルは、流れの方向の軸が通路内で交差するように、対応の通路に対して配置されている請求項１に記載の装置。
5. 前記第１および第２のノズルは、流れの方向の軸が軸方向の中心線において交差するように配置されている請求項４に記載の装置。
6. 前記第１および第２のノズルは、対応する流れの方向の軸によって４０〜８０°の範囲の内包角が形成されるように配置されている請求項１に記載の装置。
7. 前記内包角が、約６０°である請求項６に記載の装置。
8. 前記チューブは、前記ノズルの出口端から前記遠位端まで延びる遠位領域と、前記出口端から前記近位端に向かって延びる中間領域と、前記中間領域から前記近位端まで延びる近位領域とを形成しており、
   前記通路は、前記出口端の直近の前記中間領域における通路の直径が、前記近位領域における通路の直径に比べて大きくされた請求項１に記載の装置。
9. 前記第１および第２の流体回路は同一である請求項１に記載の装置。
10. 前記第１の流体回路のチューブと前記第２の流体回路のチューブとが、互いに並置されている請求項１に記載の装置。
11. 前記第１および第２の流体回路の第１および第２のノズルの入口端が、すべて共通のマニホールドへと流通可能に接続されている請求項１に記載の装置。
12. 前記チューブの各々が、自身の近位端付近において前記対応する通路へと開いている半径方向のスロットをさらに形成しており、更に、前記生成器本体が、前記半径方向のスロットへと流通可能につながった圧力監視ポートを形成している請求項１に記載の装置。
13. 前記生成器本体は、内部に前記チューブの少なくとも一部分が配置されるハウジングであって、前記近位端に隣接する開口を形成しているハウジングを含み、
    当該装置は、
    １対の管腔を形成し、それぞれの管腔が前記チューブの該当の１つの近位端の周囲に取り付けられるように寸法付けられているベースと、
    前記管腔へと流通可能に接続され、患者の鼻孔へと流通可能に接続されるように構成されているインターフェイス部と、
    を備える患者インターフェイス部をさらに有しており、
    前記ハウジングおよび前記ベースは、最終的な組み立てにより、前記ベースが前記開口に入れ込まれるように構成されている請求項１に記載の装置。
14. 前記ハウジングおよび前記ベースは、最終的な組み立てにより、圧力監視の流体回路が、前記管腔から前記ハウジングに形成された圧力監視ポートまで画定されるように構成されている請求項１３に記載の装置。
15. 前記インターフェイス部は、鼻マスク又は１対の突起である請求項１３に記載の装置。
16. 前記生成器本体が、
    内部に前記チューブの少なくとも一部分が配置されるハウジングであって、開放面を終端とする側壁を備えているハウジングと、
    前記側壁の両側からそれぞれ延びている第１および第２のフランジと
    をさらに備えており、
    開放端のすき間が各フランジと前記側壁との間に形成されており、該すき間は、生成器本体を患者へと固定するためのストラップを受け入れるように構成されている請求項１に記載の装置。
17. 加圧流体を供給源から前記ノズルへと供給するために、各ノズルの入口端と流通可能に接続された供給チューブと、
    前記生成器本体の内部の流体の圧力を採取するために、それぞれのノズル出口端の近位で前記通路と流通可能に接続された圧力監視チューブと、
    それぞれのチューブの遠位端と流通可能に接続された導管を画定する排気ポートと、
    前記排気ポートに取り付けられ、前記導管と流通可能に接続された排気チューブと、
    前記通路と流通可能に接続されたインターフェイス部を備え、患者の鼻孔と流通可能に接続されるように構成されている患者インターフェイス部と、
    をさらに備えている請求項１に記載の装置。
18. 前記生成器本体は、
    排気導管を形成している排気ポートと、
    前記それぞれのノズル、前記第１および第２のチューブのそれぞれの遠位部、ならびに前記遠位部に流通可能に接続されたチャンバを形成しているジェット本体と、
    前記排気ポートと前記ジェット本体との間に組み付けられ、供給ポートを形成しているマニホールドカバーと、
    前記第１および第２のチューブのそれぞれの近位部を形成しているインターフェイスプレートと、を備えており、
    前記インターフェイスプレートは、対応する前記チューブ遠位部および前記チューブ近位部が前記第１および第２のチューブを形成すべく互いに流通可能につながるように、前記ジェット本体へと組み付けられ、
    最終的な組み立てにより、前記供給ポートは前記ノズルと流通可能につながり、前記チャンバは前記排気導管と流通可能につながっている請求項１に記載の装置。
19. 前記ジェット本体と、前記インターフェイスプレートと、前記マニホールドカバーと、前記排気ポートとは、積み重ねの関係にて組み立てられている請求項１８に記載の装置。
20. 前記第１の流体流通回路は、流体のジェット気流を前記チューブ内へ供給するための第３のノズルをさらに備えている請求項１に記載の装置。
21. 前記流体回路のうちの少なくとも１つにおいて、前記ノズルのうちの少なくとも１つが、出口端において可変の内径を有するように構成されている請求項１に記載の装置。
22. 患者側および排気側を画定するとともに、第１および第２の流体流通回路を形成している生成器本体と、流体供給源と、排気チューブとを有している経鼻持続気道陽圧（ｎＣＰＡＰ）システムであって、
    前記第１および第２の流体流通回路の各々は、
    患者側へと開いている近位端と、排気側へと開いている遠位端と、軸方向の中心線とによって画定される通路を形成しているチューブと、前記チューブに組み合わせられた第１および第２のノズルと、を備えており、
    前記第１および第２のノズルの各々は、流体供給源へと開いている入口端と、当該通路へと開いている出口端とによって画定される流路を形成するとともに、
    各ノズルは、前記出口端から流れの方向の軸に沿って流体のジェット気流を発するように構成され、
    当該第１および第２のノズルの前記流れの方向の軸は、互いに対して非平行であるとともに、当該軸方向の中心線に対しても非平行であり、
    前記流体供給源は、各ノズルの入口端に流通可能に接続され、
    前記排気チューブは、前記通路の遠位端にそれぞれ流通可能に接続され、
    前記システムは、前記生成器本体を患者の鼻孔に固定することにより、流体を前記流体供給源から前記ノズルへと供給し、前記ノズルから二次流体ジェット気流を発し、前記二次流体ジェット気流を混ぜ合わせることによって、それぞれの通路内に主流体ジェット気流を生成することにより、患者において持続気道陽圧を生成するように構成されており、
    動作の吸気段階においては、各主流体ジェット気流は患者の鼻孔に向かって連続的に流れ、動作の呼気段階においては、患者の鼻孔から吐き出された空気によって、吐き出された空気が容易に前記チューブを通って前記排気チューブへと流れるように、前記ジェット気流を中断することを特徴とするシステム。
23. 前記チューブの各々は、前記それぞれのノズルから延びる中間領域と、前記中間領域から前記近位端へと延びる近位領域を含んでおり、前記中間領域は、前記近位領域の内径に比べて大きくされた内径を有する請求項２２に記載のシステム。
24. 持続気道陽圧を設定して患者に供給するための方法であって、
    生成器本体を、患者の鼻孔へと流通可能に接続するステップにおいて、該生成器本体は第１および第２の流体流通回路を形成し、各流体流通回路が、軸方向の中心線を有して近位端から遠位端まで延びている通路を画定しているチューブと、該チューブに組み合わせられた第１および第２のノズルとを備えており、各ノズルが、入口端と当該通路へと流通可能に開いている出口端とを画定しており、前記ノズルを、各ノズルによって画定される流れの方向の軸が互いに対して非平行かつ当該軸方向の中心線に対して非平行であるように、当該チューブに対して配置するステップと、
    流体を供給源から前記ノズルの入口端へと押し込むステップと、
    それぞれの第１および第２のノズルによって、二次流体ジェット気流を当該通路へと患者に向かって発することで、二次流体ジェット気流が互いに衝突して混ざり合うことによって形成される主流体ジェット気流を、各通路の内部に生成するステップと、
    を含んでおり、
    患者の吸気の期間において、前記主流体ジェット気流が、妨げられることなく患者の鼻孔へと流入し、
    患者の呼気の期間において、患者から吐き出された空気が、前記流体のジェット気流を中断させるべく機能して、吐き出された空気の流れに対する抵抗を低減することを特徴とする方法。
25. 前記二次流体ジェット気流は、低モーメントのジェットであることを特徴とする請求項２４に記載の方法。
26. 前記流体回路のそれぞれ１つに組み合わせられた二次流体ジェット気流は、当該通路の前記軸方向の中心線付近において互いに衝突する請求項２４に記載の方法。
27. 前記供給源からの流体の流量が一定である請求項２４に記載の方法。
28. 前記ノズルの近傍のポートから気流を抽出することによって前記生成器本体の内部の圧力を監視するステップをさらに含んでいる請求項２４に記載の方法。
29. ただ１つの供給源がすべてのノズルへと流体を供給することを特徴とする請求項２４に記載の方法。
30. 前記通路の有効流路径が、患者の吸気の期間における流路径よりも、患者の呼気の期間における流路径の方が大きい請求項２４に記載の方法。
31. 主流体ジェット気流が、二次流体ジェット気流のモーメントよりも大きいモーメントを有している請求項２４に記載の方法。
32. 患者の呼気の期間において、吐き出された空気が、二次ジェット気流に流れ方向の渦を生成させる請求項２４に記載の方法。

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