JP7020666B2

JP7020666B2 - 気体流量算出装置、気体流量測定システム、気体流量算出方法およびプログラム

Info

Publication number: JP7020666B2
Application number: JP2017177106A
Authority: JP
Inventors: 豊阿部; 暁子金子; 聖岩上; 光昭酒井
Original assignee: University of Tsukuba NUC
Current assignee: University of Tsukuba NUC
Priority date: 2017-09-14
Filing date: 2017-09-14
Publication date: 2022-02-16
Anticipated expiration: 2037-09-14
Also published as: JP2019052933A

Description

本発明は、気体流量算出装置、気体流量測定システム、気体流量算出方法およびプログラムに関する。

胸腔ドレナージユニット（drainage unit)は、胸腔内に空気が漏れ出している気胸の患者に対して使用されるもので、胸腔内に溜まった体液（血液、膿、滲・漏出液など）および空気を体外に排出するための装置である。この胸腔ドレナージユニット内には水封部があり、患者の胸腔から排出される空気は気泡となってこの水封部を通過して外部に排出されるようになっている。また、水封部から外部への排出には、吸引圧調整用の水溜まりを経由して吸引ポンプが接続される場合もある。

一方、胸腔内に漏れ出した空気の量と肺に開いた穴の大きさや患者の容態などとの間に
は相関関係があると一般に考えられている。このため、胸腔内に漏れ出した空気の流量を
定量的に観測することができれば、臨床的に有用な指標であり、胸腔から胸腔ドレナージユニットへ放出される空気の量は、手術の要否及び退院の可否を決定する際の参考となる。

しかしながら、現状では、医師または看護師が目視で水封部を気泡が通過する様子を観
測することにより、胸腔内に漏れ出した空気の流量を定性的にしかも主観的に観測しているに過ぎず、しかも観測している時間もごく短い。
そこで、胸腔から胸腔ドレナージユニットへ放出される空気の量を測定する技術が提案されている。

例えば、特許文献１に記載の胸腔ドレナージユニットは、胸腔ドレナージユニットの水封部に光を照射し、水封部を透過する光の透過量を光学的に測定する。水封部を気泡が通過する際、気泡の表面で光が反射することから透過光の光量が減少する。特許文献１に記載の胸腔ドレナージユニットは、水封部を気泡が通過する際の透過光量の減少に基づいて、水封部を通過する空気の流量を求める。
特許文献２に記載の胸腔ドレナージユニットは、水封部と吸引部の圧力差を測定することにより水封部を通過する空気の量を求める。
特許文献３に記載の胸腔ドレナージユニットは、水封部での気泡を光学的に検知して空気流量を計測し、かつ吸引回路での圧力測定によりエアリーク状態をモニタする。
特許文献４に記載の胸腔ドレナージユニットは、水封部の前後の圧力差を測定することにより水封部を通過する空気の量を求める。

特許第５１１０５３０号公報特開２０１４－１３６１０４号公報特開２０１６－０９３２２７号公報米国特許第７２０７９４６号明細書

光量を光学的に測定する方法では、一般的に、外部からの光の影響を受けることが考えられる。例えば、胸腔ドレナージユニットに直射日光が当たった場合、水封部を気泡が通過することによる透過光量の変化が、直射日光が当たっていない場合と異なることが考えられる。胸腔から胸腔ドレナージユニットへ放出される空気の量など空気流量を測定する際、外部からの光に影響されずに測定することができれば、より高精度に測定を行い得る。また、水封部と吸引部の圧力差を測定する方法、および吸引流路に圧力センサを設置する方法、および水封部の前後の圧力差を測定する方法では、一般に、圧力センサと圧力変動の要因となる気泡発生部との物理的距離、すなわち気泡発生部からセンサまでの流路抵抗が大きくなるので、センサが気泡発生による圧力変動を捉えにくく水封部を通過する空気流量の測定精度が低下するという問題がある。

本発明は、外部からの光に影響されずに空気流量を測定でき、かつ、気泡発生による圧力変動の検出感度を確保して空気流量を高精度に測定測定できる、気体流量算出装置、気体流量測定システム、気体流量算出方法およびプログラムを提供する。

本発明の第１の態様によれば、気体流量算出装置は、水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求め、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出する流量算出部を備える。
これにより、この気体流量算出装置では、圧力センサと水封部での気泡発生部との物理的距離が比較的短く、この点で、気泡発生による圧力変動の検出感度を確保して高精度な空気流量測定が可能となる。

前記流量算出部は、前記最大振幅周波数が所定値以下である場合、前記最大振幅周波数の変化に対して前記気泡の体積が一定として、前記水封部を通過した気体の流量を算出するようにしてもよい。
前記流量算出部は、前記圧力測定値に基づいて、前記水封部における気泡の発生頻度を検出し、検出した気泡の発生頻度に基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出するようにしてもよい。

前記流量算出部は、前記圧力測定値をフーリエ変換して前記気泡の発生頻度を検出するようにしてもよい。

本発明の第２の態様によれば、気体流量測定システムは、水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサと、前記圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求め、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出する流量算出部と、を備える。

本発明の第３の態様によれば、気体流量算出方法は、水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサによる圧力測定値を取得することと、前記圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求め、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出することと、を含む。

本発明の第５の態様によれば、プログラムは、コンピュータに、水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサによる圧力測定値を取得することと、前記圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求めることと、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出することと、を実行させるためのプログラムである。

本発明によれば、外部からの光に影響されずに空気流量を測定することができる。

本発明の実施形態に係る胸腔ドレナージユニットの機能構成を示す概略ブロック図である。同実施形態に係る胸腔ドレナージユニット本体の構成例を示す概略構成図である。同実施形態に係る気体流量算出装置の機能構成を示す概略ブロック図である。同実施形態に係る胸腔ドレナージユニット本体の検証実験装置の構成を示す概略構成図である。同実施形態に係る胸腔ドレナージユニット本体の従来臨床実機（圧力センサ無しの気泡目視観測用）を用いた実験における装置構成を示す概略構成図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第３水だまりにおける気泡の形状の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第３水だまりにおける気泡の形状を回転楕円体で近似した場合の、空気流量と楕円の長径および短径との関係を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第３水だまりにおける気泡の形状を回転楕円体で近似した場合の、第１水だまりにおける空気流量と気泡の体積との関係を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第３水だまりにおける空気流量と気泡の発生頻度との関係の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第３水だまりにおける空気流量と、胸腔ドレナージユニットによる空気流量算出値との関係の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第３水だまりにおける気泡の大きさの変化の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での第１容器における気体の流量と差圧計による圧力測定値との関係の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が３０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が４０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が５０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が６０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が７０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が８０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が９０ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が１００ミリリットル毎分の場合の、差圧計による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験で空気流量が３０ミリリットル毎分の場合の、最大振幅周波数と気泡の発生頻度との関係の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での空気流量と気泡の発生頻度と最大振幅周波数との関係の例を示す図である。同実施形態に係る検証実験装置を用いた実験での最大振幅周波数と気泡の体積との関係の例を示す図である。同実施形態における最大振幅周波数と気泡の体積との関係からの気体流量の算出例を示す図である。同実施形態で、気泡の体積を直方体に近似して算出した場合の、気体流量算出値の例を示す図である。同実施形態に係る胸腔ドレナージユニットが気体流量を求める処理手順の例を示すフローチャートである。

以下、本発明の実施形態を説明するが、以下の実施形態は請求の範囲にかかる発明を限定するものではない。また、実施形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。
また、以下では、胸腔ドレナージ（Thoracic DrainageまたはChest Drainage）ユニットにおける空気流量の測定（すなわち、患者の体外に排出される空気流量の測定）に本発明を適用する場合を例に説明するが、本発明の適用範囲はこれに限定されない。例えば、水封部が設けられたガスクロマトグラフィーなど、水封部を通過する気体の流量を測定するいろいろな用途に本発明を適用することができる。

図１は、本発明の実施形態に係る胸腔ドレナージユニットの機能構成を示す概略ブロック図である。図１に示すように、胸腔ドレナージユニット１は、胸腔ドレナージユニット本体１００と、気体流量算出装置２００とを備える。
胸腔ドレナージユニット１は、肺から胸腔内に空気が漏れる気胸の患者に用いられ、この患者の肺から胸腔に漏れた空気を体外へ排出する。また、胸腔ドレナージユニット１は、患者の体外へ排出された空気の流量を測定する。胸腔ドレナージユニット１は、気体流量測定システムの例に該当する。

胸腔ドレナージユニット１が、患者の体外へ排出された空気の流量を測定することで、この患者の担当医は、測定された空気流量を医療の参考にすることができる。例えば、患者の体外へ排出される空気の流量が３０ミリリットル毎分（ｍｌ／分）以下になれば、退院してよいと判断することができる。
胸腔ドレナージユニット本体１００は、気胸の患者の胸腔に挿入されたチューブにて、患者の肺から胸腔へ漏れた空気を胸腔ドレナージユニット本体１００へ流入させる。

図２は、胸腔ドレナージユニット本体１００の構成例を示す概略構成図である。図２に示すように、胸腔ドレナージユニット本体１００は、チューブ１１０と、排液部１２０と、水封部１３０と、吸引圧調整部１４０と、吸引ポンプ１５１と、圧力センサ１５２と、チェックバルブ１５３と、第１隔壁１６１と、第２隔壁１６２と、第３隔壁１６３と、第４隔壁１６４と、第５隔壁１６５とを備える。水封部１３０は、第１水だまり１３１を備える。吸引圧調整部１４０は、第２水だまり１４１を備える。

また、図２には、患者９００の肺９１０と、胸腔９２０と、横隔膜９３０とが示されている。図２は、患者９００が腹式呼吸を行う場合の例を示しており、横隔膜９３０の上下動によって肺９１０が収縮および膨張することで呼吸が行われる。
ここで、患者９００は、右肺から空気が漏れて気胸になっている。右肺から漏れた空気が胸腔９２０に溜まると、横隔膜が上下しても右肺が収縮したままになり、十分に呼吸を行えない。
そこで、胸腔ドレナージユニット本体１００を用いて胸腔９２０から患者９００の体外へ空気を放出する。

チューブ１１０は、患者９００の胸腔から胸腔ドレナージユニット本体１００へ空気を排出する。チューブ１１０の一方の端部は、患者９００の胸腔９２０に挿入され、もう一方の端部は、胸腔ドレナージユニット本体１００の排液部１２０に接続されている。この状態で、胸腔９２０に溜まった空気の圧力で、または、吸引ポンプ１５１によって胸腔ドレナージユニット本体１００内が減圧されることで、胸腔９２０内の空気が胸腔ドレナージユニット本体１００へ排出される。

排液部１２０は、患者９００の胸腔９２０から排出された空気の流入を受ける。上記のように、患者９００の胸腔９２０と排液部１２０とはチューブ１１０によって接続されており、胸腔９２０から排出された空気はチューブ１１０を経由して排液部１２０内へ流入する。

患者９００の胸腔９２０から空気が排出される際、空気と共に血液などの液体が排出される場合がある。この場合、液体もチューブ１１０を経由して排液部１２０内へ流入する。
患者９００の胸腔９２０から排液部１２０内へ流入した空気は、排液部１２０内の空気圧が水封部１３０内の空気圧よりも高いことで、さらに排液部１２０から水封部１３０へ流入する。一方、患者９００の胸腔９２０から排液部１２０へ液体が流入した場合、液体は排液部１２０内に溜まる。

水封部１３０は、排液部１２０から空気の流入を受け、吸引ポンプ１５１から胸腔ドレナージユニット本体１００の外部へ放出する。水封部１３０に滅菌蒸留水が入れられで第１水だまり１３１を構成しており、排液部１２０からの空気は第１水だまり１３１（気泡発生部）で気泡となって、第１水だまり１３１を通過する。ここでいう気泡発生部は、気泡が発生する箇所である。

具体的には、排液部１２０と水封部１３０とは、第１隔壁１６１及び第２隔壁１６２で仕切られており、第１隔壁１６１の上部、および、第２隔壁１６２の下部に隙間が設けられている。また、胸腔９２０からの空気の圧力で、または、吸引ポンプ１５１が水封部１３０内部から空気を吸引することで、排液部１２０内の空気圧が水封部１３０の空気圧よりも高くなっている。

排液部１２０からの空気は、第１隔壁１６１と第２隔壁１６２との間を通って第２隔壁１６２の下側の隙間に到達する。排液部１２０内の空気圧が水封部１３０の空気圧よりも高くなっていることで、第２隔壁１６２の下側の隙間に到達した空気が水封部１３０側へ排出される。矢印Ｂ１１およびＢ１２にて空気の流れを示している。

第１水だまり１３１は、排液部１２０内の空気圧と水封部１３０内の空気圧とが同じ状態で水面が第２隔壁１６２の下側の隙間よりも高くなる量の滅菌蒸留水が水封部１３０内に入れられて構成されている。第２隔壁１６２の下側の隙間に到達した空気は、気泡となって第１水だまり１３１を通過する。
なお、排液部１２０と水封部１３０との境界について、第１水だまり１３１よりも上流（空気の流れで患者９００に近い側）を排液部１２０側とし、第１水だまり１３１を含んで下流（空気の流れで患者９００から遠い側）を水封部１３０側とする。

ここでいう上流は、胸腔ドレナージユニット本体１００の構造によって構成される経路にて、患者９００に近い側である。下流は、胸腔ドレナージユニット本体１００の構造によって構成される経路にて、患者９００から遠い側である。
排液部１２０と水封部１３０とでは、排液部１２０の方が上流であり、水封部１３０の方が下流である。水封部１３０と吸引圧調整部１４０とでは、水封部１３０の方が上流であり、吸引圧調整部１４０の方が下流である。また、水封部１３０と吸引ポンプ１５１とでは、水封部１３０の方が上流であり、吸引ポンプ１５１の方が下流である。

チェックバルブ１５３は、水封部１３０に設けられた安全弁である。チェックバルブ１５３を開くことで水封部１３０内の空気圧が大気圧と同じになり、あるいは大気圧に近付き、吸引ポンプ１５１による排液部１２０から水封部１３０への空気の吸引が中止または低減される。
圧力センサ１５２は、水封部１３０の上部に設けられており、水封部１３０内部の圧力（空気圧）を測定する。圧力センサ１５２の設置場所は水封部１３０の上部に限定されず、水封部１３０または水封部１３０よりも下流で、水封部１３０の空気圧の影響を受ける場所であればよい。

圧力センサ１５２が、水封部１３０の側面に設置されていてもよい。また、圧力センサ１５２がチェックバルブ１５３に設置されていてもよい。この場合、胸腔ドレナージユニット本体１００に対して圧力センサ１５２を設置するための穴を開ける必要がない。
また、圧力センサ１５２が、吸引圧調整部１４０に設置されていてもよい。
水封部１３０の圧力変化に対するレスポンスを高める観点からは、圧力センサ１５２が吸引圧調整部１４０ではなく水封部１３０の側に設置されていることが好ましい。

吸引圧調整部１４０は、患者９００から胸腔ドレナージユニット本体１００への空気の排出量を安定させるために設けられている。
水封部１３０と吸引圧調整部１４０との間には第３隔壁１６３が設けられている。第３隔壁１６３の上部には隙間が設けられており、水封部１３０と吸引圧調整部１４０との間を空気が移動可能である。また、吸引圧調整部１４０と外部との間には、第４隔壁１６４及び第５隔壁１６５が設けられている。第４隔壁１６４の下部に隙間が設けられており、また、第４隔壁１６４と第５隔壁１６５との間の空間は大気に開放されている。また、吸引圧調整部１４０には滅菌蒸留水が入れられて第２水だまり１４１を構成している。

水封部１３０内の空気圧の大気圧からの低下量がある程度以上大きくなると、大気に開放されている第４隔壁１６４と第５隔壁１６５との間の空間から、第２水だまり１４１を経由して水封部１３０側へ空気が流入する。これによって、水封部１３０内の空気圧の低下が緩和され、患者９００から胸腔ドレナージユニット本体１００への空気の吸引の安定化が図られる。

また、吸引ポンプの吸引力が一時的に増加した場合、第２水だまり１４１が吸引圧調整部１４０側へ吸引されることで、水封部１３０および吸引圧調整部１４０内の空間が減少し、水封部１３０内の圧力低下が緩和される。吸引ポンプの吸引力が一時的に減少した場合、第２水だまり１４１が大気側へ押されることで、水封部１３０および吸引圧調整部１４０内の空間が増加し、水封部１３０内の圧力増加が緩和される。
このように、水封部１３０の空気圧が安定することで、胸腔ドレナージユニット本体１００が患者の胸腔から空気を吸引する陰圧を安定させることができる。

気体流量算出装置２００は、圧力センサ１５２が測定する水封部１３０内の空気圧に基づいて、第１水だまり１３１を通過する空気の流量を算出する。第１水だまり１３１を通過する空気の流量は、患者の胸腔から排出される空気の流量と同視することができる。
気体流量算出装置２００は、例えばパソコン（Personal Computer；ＰＣ）、ワークステーション（Workstation）またはマイコン（Microcomputer）等のコンピュータを用いて構成される。あるいは気体流量算出装置２００が、気体流量算出装置２００専用のハードウェア回路で構成されていてもよい。

図３は、気体流量算出装置２００の機能構成を示す概略ブロック図である。図３は、コンピュータを用いて気体流量算出装置２００を構成する場合の機能構成例を示している。
図３に示すように、気体流量算出装置２００は、通信部２１０と、表示部２２０と、操作入力部２３０と、記憶部２８０と、制御部２９０とを備える。制御部２９０は、流量算出部２９１を備える。流量算出部２９１は、フーリエ変換部２９２と、気泡発生頻度検出部２９３とを備える。

通信部２１０は、他の装置と通信を行う。特に通信部２１０は、圧力センサ１５２とのインタフェースとして機能する。通信部２１０は、圧力センサ１５２からの信号を受信することで、圧力センサ１５２による圧力測定値を取得する。
表示部２２０は、例えば液晶パネル又はＬＥＤ（Light Emitting Diode、発光ダイオード）パネル等の表示画面を備え、各種画像を表示する。特に、表示部２２０は、気体流量算出装置２００が算出した空気流量を表示する。

操作入力部２３０は、例えばキーボード及びマウス等の入力デバイスを備え、ユーザ操作を受ける。例えば、胸腔ドレナージユニット本体１００の機種によって、あるいは、同一機種の個体差によって、第１水だまり１３１を通過する気泡の大きさに差がある場合、操作入力部２３０が、気体流量計算の微調整用パラメータの値の入力を受けるようにしてもよい。

記憶部２８０は、各種データを記憶する。記憶部２８０は、気体流量算出装置２００が備える記憶デバイスを用いて構成される。
制御部２９０は、気体流量算出装置２００の各部を制御して各種処理を実行する。制御部２９０は、気体流量算出装置２００が備えるＣＰＵ（Central Processing Unit、中央処理装置）が、記憶部２８０からプログラムを読み出して実行することで構成される。

流量算出部２９１は、圧力センサ１５２による圧力測定値に基づいて、水封部１３０を通過した気体の流量を算出する。
特に、流量算出部２９１は、圧力センサ１５２による圧力測定値に基づいて、水封部１３０の第１水だまり１３１における気泡の発生頻度を検出し、検出した気泡の発生頻度に基づいて、水封部１３０を通過した気体の流量を算出する。

また、流量算出部２９１は、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換して気泡の発生頻度を検出する。
また、流量算出部２９１は、気泡の発生頻度と水封部を通過した気体の流量の関係を線形近似した近似式に基づいて、水封部１３０における気泡の発生頻度から、水封部１３０を通過した気体の流量を算出する。

フーリエ変換部２９２は、圧力センサ１５２による圧力測定値のフーリエ変換を実行する。
気泡発生頻度検出部２９３は、フーリエ変換部２９２によるフーリエ変換の結果から、水封部１３０における気泡の発生頻度を検出する。

次に、胸腔ドレナージユニット本体の検証実験装置および気泡目視観測用として従来から臨床にて使用実績のある商用製品の従来臨床実機（圧力センサ無し）を用いた実験について説明する。胸腔ドレナージユニット本体の検証実験装置および従来臨床実機を用いて、胸腔ドレナージユニット本体に流入する空気の流量と、水封部内の空気圧と、空気が水封部の水だまりを通過する際の気泡との関係を調べた。

図４は、胸腔ドレナージユニット本体１００の検証実験装置の構成を示す概略構成図である。図４に示すように、チューブ１１０と、第１容器３２０と、チューブ３３０と、第２容器３４０と、チューブ３５０と、差圧計３６１と、チェックバルブ１５３と、吸引ポンプ１５１とを用いて検証実験装置３００を構成した。
図４の各部のうち、図２の各部に対応して同様の機能を有する部分には同一の符号（１１０、１５１、１５３）を付して説明を省略する。

第１容器３２０は、排液部１２０から水封部１３０への流入部分および水封部１３０を模擬する。
第１容器３２０内には、第１水だまり１３１を模擬する第３水だまり３２１（気泡発生部）が設けられている。第３水だまり３２１は、第１容器３２０内に蒸留水を入れておくことで構成されている。実験では、第１容器３２０内に２センチメートルＨ_２０（ｃｍＨ_２０）の蒸留水を入れて第３水だまり３２１を構成した。

また、第１容器３２０には、ノズル３２２が設けられている。ノズル３２２の一方の端部はチューブ１１０に接続され、もう一方の端部は第３水だまり３２１内に入れられている。ノズル３２２は、図２の胸腔ドレナージユニット本体１００における第１隔壁１６１と第２隔壁１６２との間の空間を模擬する。ノズル３２２の第３水だまり３２１側の端部には、第２隔壁１６２の下部の隙間を模擬する隙間が設けられている。それ以外の部分では、ノズル３２２の端部は第１容器３２０の底に接している。
ノズル３２２として、口径５ミリメートル（ｍｍ）のものを用いた。

第２容器３４０は、吸引圧調整部１４０を模擬する。
第２容器３４０内には、第２水だまり１４１を模擬する第４水だまり３４１が設けられている。第４水だまり３４１は、第２容器３４０内に蒸留水を入れておくことで構成される。
チューブ３３０は、水封部１３０と吸引圧調整部１４０とを接続する。チューブ３３０は、水封部１３０と吸引圧調整部１４０との間の空気の流路を模擬する。

チューブ３５０は、吸引圧調整部１４０と吸引ポンプ１５１とを接続する。
検証実験装置３００では、吸引ポンプ１５１とチェックバルブ１５３とが第２容器３４０に設けられている点で、吸引ポンプ１５１とチェックバルブ１５３とが水封部１３０に設けられている、図２の胸腔ドレナージユニット本体１００と異なる。但し、第１容器３２０と第２容器３４０とはチューブ３３０で接続されており、吸引ポンプ１５１およびチェックバルブ１５３の設置位置の違いによる影響は小さい。特に、後述する胸腔ドレナージユニット本体の従来臨床実機を用いた実験で第１水だまり１３１における気泡の大きさおよび発生頻度は、検証実験装置３００の第３水だまり３２１の場合と同様であった。

差圧計３６１は、第１容器３２０における空気圧Ｐ１と、チューブ３３０における空気圧Ｐ２との差圧を測定する。差圧計３６１は、検証実験の為、差圧計としたが、圧力センサ１５２を模擬する。
チューブ１１０の一方の端部には、コンプレッサ８１１と、レギュレータ８１２と、ガス流量計８１３との組み合わせが接続されている。チューブ１１０のもう一方の端部は、第１容器３２０に接続されている。

コンプレッサ８１１は、大気を吸い込んで圧縮する。コンプレッサ８１１が圧縮した空気は、レギュレータ８１２、ガス流量計８１３及びチューブ１１０を経由して、第３水だまり３２１から第１容器３２０内に流入する。
レギュレータ８１２は、レギュレータ８１２自らを通過する空気の流量を調整することで、第１容器３２０への空気流量を調整する。
ガス流量計８１３は、ガス流量計８１３自らを流れる空気の流量を測定することで、第１容器３２０への空気流量を測定する。

コンプレッサ８１１とレギュレータ８１２との間には弁８２１が設けられている。第１容器３２０と差圧計３６１との間には、弁８２２が設けられている、チューブ３３０と差圧計３６１との間には、弁８２３が設けられている。チューブ３５０（第２容器３４０と吸引ポンプ１５１との間）には、弁８２４が設けられている。検証実験装置３００を用いた実験時には、弁８２１、８２２、８２３、８２４は、いずれも開放される。

検証実験装置３００を用いた実験では、吸引ポンプ１５１による吸引圧を大気圧（大気に開放）とした。
コンプレッサ８１１から第１容器３２０へ流入する空気の流量を３０ミリリットル（ｍｌ）～１００ミリリットルの範囲で、１０ミリリットル間隔で変化させ、それぞれの空気流量における検証実験装置３００の状態を観察した。

図５は、胸腔ドレナージユニット本体１００の従来臨床実機を用いた実験における装置構成を示す概略構成図である。
図５に示す各部のうち、図２の各部に対応して同様の機能を有する部分には同一の符号（１００、１１０、１２０、１３０、１３１、１４０、１４１、１５１、１５３）を付して説明を省略する。また、図５に示す各部のうち、図４の各部に対応して同様の機能を有する部分には同一の符号（８１１、８１２、８１３、８２１）を付して説明を省略する。

胸腔ドレナージユニット本体１００の従来臨床実機を用いた実験では、蒸留水３０ミリリットルを水封部１３０に入れて第１水だまり１３１を構成した。吸引ポンプ１５１による吸引圧を－８センチメートルＨ_２０（７８４パスカル（Ｐａ））とした。
検証実験装置３００を用いた実験の場合と同様、胸腔ドレナージユニット本体１００の従来臨床実機を用いた実験では、コンプレッサ８１１から水封部１３０へ流入する空気の流量を３０ミリリットル～１００ミリリットルの範囲で、１０ミリリットル間隔で変化させた。
胸腔ドレナージユニット本体１００を用いた実験で、第１水だまり１３１における気泡の大きさおよび発生頻度は、検証実験装置３００を用いた実験での、第３水だまり３２１における気泡の大きさおよび発生頻度と同様であった。

図６は、検証実験装置３００を用いた実験での第３水だまり３２１における気泡の形状の例を示す図である。図６は、空気流量が３０ミリリットル毎分である場合の例を示している。
図６の横軸は、経過時間を示す。図６に向かって最も左側の状態の時刻を基準（０秒）として、最も右側の状態の時刻は０．１６秒である。
図６では、気泡がだんだん大きくなり、ノズル３２２の隙間から切り離されて水面への上昇していく様子が示されている。

以下で説明するように、コンプレッサ８１１から第１容器３２０へ流入する空気の流量を３０ミリリットル～１００ミリリットルの範囲で変化させたところ、気泡の大きさはおおよそ一定で、空気流量が増えるほど気泡の発生間隔が短くなった。
胸腔ドレナージユニット本体１００の従来臨床実機を用いた実験でも同様であった。

図７は、検証実験装置３００を用いた実験での第３水だまり３２１における気泡の形状を回転楕円体で近似した場合の、空気流量と楕円の長径および短径との関係を示す図である。図７のグラフの横軸は空気流量を示す。縦軸は、長径、短径それぞれの長さを示す。
線Ｌ１１１は、長径の長さを示す。線Ｌ１１２は、短径の長さを示す。

線Ｌ１１１が示す長径の長さは、空気流量が増加するにつれて増加しているが、長径の長さに対する増加量は小さい。同様に、線Ｌ１１２が示す短径の長さは、空気流量が増加するにつれて増加しているが、短径の長さに対する増加量は小さい。
このように、空気流量が１００ミリリットル毎分程度以下と比較的少ない領域では、長径および短径の長さが、空気流量にかかわらずおおよそ一定であることが見出された。

図８は、検証実験装置３００を用いた実験での第３水だまり３２１における気泡の形状を回転楕円体で近似した場合の、第３水だまり３２１における空気流量と気泡の体積との関係を示す図である。特に断らない限り、１つの気泡の体積を、単に気泡の体積と称する。
図８のグラフの横軸は、空気流量を示す。縦軸は、体積を示す。
線Ｌ１２１は、第３水だまり３２１における空気流量と気泡の体積との関係を示す。
第３水だまり３２１における気泡の形状を回転楕円体で近似した場合の体積Ｖは、式（１）のように示される。

ここで楕円の長軸の長さ、短軸の長さをそれぞれ２ａ、２ｂとする。従って、ａは、楕円の長軸方向の半径を示す。ｂは、楕円の短軸方向の半径を示す。
図８に示される気泡の体積は、空気流量が増加するにつれて増加しているが、気泡の体積に対して増加量は小さい。
このように、空気流量が１００ミリリットル毎分程度以下と比較的少ない領域では、気泡の体積が、空気流量にかかわらずおおよそ一定であることが見出された。

図９は、検証実験装置３００を用いた実験での第３水だまり３２１における空気流量と気泡の発生頻度との関係の例を示す図である。図９のグラフの横軸は空気流量を示す。縦軸は気泡の発生頻度を示す。図９では、空気流量と気泡の発生頻度との関係がプロットされている。
図９に示されるように、空気流量が１００ミリリットル毎分程度以下と比較的少ない領域では、空気流量と気泡の発生頻度とがおおよそ比例することが見出された。

図１０は、検証実験装置３００を用いた実験での第３水だまり３２１における空気流量と、胸腔ドレナージユニット１による空気流量算出値との関係の例を示す図である。図１０のグラフの横軸は空気流量を示す。縦軸は空気流量の算出値を示す。図１０では、空気流量の実際値と計算値との関係がプロットされている。また、線Ｌ１３１は、グラフ中で実測値と計算値とが等しい位置を示している。

図１０では、気泡の形状を回転楕円体で近似したことによる体積の誤差により、空気流量の実際値と算出値との間に差が生じているものの、算出値と実際値とがおおよそ比例する関係が見受けられる。
算出値に対して適切な校正を行うことで、空気流量を測定可能であることが確認された。

図１１は、検証実験装置３００を用いた実験での第３水だまり３２１における気泡の大きさの変化の例を示す図である。図１１では、空気流量が３０ミリリットル毎分である場合の例を示している。
図１１のグラフの横軸は基準時からの経過時間を示す。縦軸は、気泡を横から見た場合の面積を示す。図１１では、経過時間が０．２秒から１．０秒の範囲が示されている。

線Ｌ１４１は、経過時間と気泡の大きさ（気泡を横から見た面積）との関係を示している。また、気泡がノズル３２２の隙間から切り離されるタイミングを、図中に破線で示している。０．５４秒頃、および、０．９１秒頃に、気泡がノズル３２２の隙間から切り離されている。また、０．５８秒頃に、水面に到達した気泡がはじけて面積が大幅に減少し、次の気泡の面積が観測されている。
図１１に示されるように、第３水だまり３２１における気泡は、毎回ほぼ同じ大きさである。また、気泡の発生間隔はほぼ一定である。空気流量が３０ミリリットル毎分～１００ミリリットル毎分の範囲で変化しても、同様の傾向がみられた。

図１２は、検証実験装置３００を用いた実験での第１容器３２０における気体の流量と差圧計３６１による圧力測定値との関係の例を示す図である。図１２のグラフの横軸は基準時からの経過時間を示す。縦軸は、圧力を示す。図１２では、経過時間が０．２秒から１．０秒の範囲が示されている。

線Ｌ１５１は、空気流量が３０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５２は、空気流量が４０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５３は、空気流量が５０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５４は、空気流量が６０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５５は、空気流量が７０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５６は、空気流量が８０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５７は、空気流量が９０ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。線Ｌ１５８は、空気流量が１００ミリリットル毎分である場合の圧力測定値の例を示す。

図１２に示されるように、空気流量が大きくなるほど差圧計３６１による圧力測定値が大きくなるという関係が見出された。
また、図１２に示される各線の波形のように、気泡が発生することに圧力値にピークが現れることが見出された。
差圧計３６１による圧力測定値における傾向は、第１容器３２０内の圧力の影響を受けたものであり、胸腔ドレナージユニット本体１００の圧力センサ１５２（図２）を用いた場合も同様の傾向と考えられる。

流量算出部２９１が、空気流量が大きくなるほど圧力センサ１５２による圧力測定値が大きくなるという関係に基づいて、圧力センサ１５２による圧力測定値（例えば圧力測定値の平均値）を空気流量に換算するようにしてもよい。
あるいは、流量算出部２９１が、気泡が発生することに圧力値にピークが現れることに基づいて、圧力のピークの発生間隔または単位時間当たりの発生数を検出して空気流量に換算するようにしてもよい。

図１３は、空気流量が３０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１３のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワー（振幅）を示す。線Ｌ１６１は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１４は、空気流量が４０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１４のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６２は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１５は、空気流量が５０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１５のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６３は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１６は、空気流量が６０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１６のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６４は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１７は、空気流量が７０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１７のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６５は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１８は、空気流量が８０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１８のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６６は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１９は、空気流量が９０ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図１９のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６７は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図２０は、空気流量が１００ミリリットル毎分の場合の、差圧計３６１による圧力測定値をフーリエ変換した例を示す図である。図２０のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワーを示す。線Ｌ１６８は、フーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

図１３～図２０に示すように、空気流量が多くなるほど最大振幅周波数が高くなることが見出された。このことは、図１２のグラフで空気流量が多くなるほどピークの間隔が狭くなっていることと整合する。ここでいう最大振幅周波数は、振幅が最も大きくなっている周波数である。空気流量が３０ミリリットル毎分～９０ミリリットル毎分の場合、第１モードの周波数（基本周波数）が最大振幅周波数となっている。ここでいう第１モードの周波数は、ピークを示す周波数のうち最も小さい周波数である。
一方、空気流量が１００ミリリットル毎分の場合は、第３モードの周波数（周波数が小さい方から３番目のピークの周波数）が最大振幅周波数となっている。

図１３～図２０に示される最大振幅周波数は、空気流量が大きくなるほど大きくなっている。
そこで、流量算出部２９１が、圧力センサ１５２による圧力測定値のフーリエ変換に基づいて気体流量を算出するようにしてもよい。具体的には、フーリエ変換部２９２が、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換する。気泡発生頻度検出部２９３は、圧力測定値をフーリエ変換した結果（周波数情報）に基づいて、気泡の発生頻度を検出する。流量算出部２９１が、気泡の発生頻度を空気流量に換算する。

図２１は、空気流量が３０ミリリットル毎分の場合の最大振幅周波数と気泡の発生頻度との関係の例を示す図である。図２１のグラフの横軸は周波数を示す。縦軸は、周波数毎のパワー（振幅）を示す。
図２１のグラフは、図１３のグラフのうち周波数が０ヘルツ（Ｈｚ）～２０ヘルツの部分を拡大して示している。線Ｌ１７１は、図１３の線Ｌ１６１と同じく空気流量が３０ミリリットル毎分の場合に、差圧計３６１による圧力測定値のフーリエ変換にて得られた周波数とパワーとの関係を示す。

また、図２１では、空気流量が３０ミリリットル毎分の場合の気泡の発生頻度が線Ｌ１７２で示されている。
図２１では、最大振幅周波数および気泡の発生頻度のいずれも約３ヘルツで一致している。空気流量が３０ミリリットル毎分～１００ミリリットル毎分の範囲で変化しても、同様に、最大振幅周波数と気泡の発生頻度とが一致した。

図２２は、空気流量と気泡の発生頻度と最大振幅周波数との関係の例を示す図である。図２２のグラフの横軸は空気流量を示す。縦軸は、気泡の発生頻度、および、最大振幅周波数を示す。
図２２では、空気流量毎に、気泡の発生頻度が四角でプロットされ、最大振幅周波数が丸でプロットされている。

図２２の例で、最大振幅周波数と気泡発生頻度とが一致している。このように、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換して最大振幅周波数を求めることで、気泡発生頻度を検出できることが見出された。
また、最大振幅周波数および気泡発生頻度と、空気流量とが比例することが見出された。従って、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換して最大振幅周波数を検出することで空気流量を測定することができる。

特に、空気流量が３０ミリリットル毎分～９０ミリリットル毎分の場合、図１３～図１９に示されるように、第１モードの周波数が最大振幅周波数となる。従って、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換して第１モードの周波数を検出することで空気流量を測定することができる。

図２３は、最大振幅周波数と気泡の体積との関係の例を示す図である。図２３のグラフの横軸は最大振幅周波数を示す。縦軸は気泡の体積を示す。線Ｌ１８１は、最大振幅周波数と気泡の体積との関係を示す。
図２３の例で、最大振幅周波数が約４ヘルツ以下の領域では、気泡の体積はおおよそ一定である。最大振幅周波数が約４ヘルツより大きい領域では、最大振幅周波数が増加すると気泡の体積が微増している。この領域では、最大振幅周波数と気泡の体積との間に線形の関係があることが見出された。

最大振幅周波数と気泡の体積との間に線形の関係があることを利用して、圧力センサ１５２による圧力測定値から気泡の体積を算出することが考えられる。
気泡の体積を算出できれば、気泡の体積と単位時間当たりの気泡の発生数とを乗算して気体流量を算出することができる。図２２を参照して説明したように、最大振幅周波数が気泡の発生頻度、すなわち単位時間当たりの気泡の発生数を示している。

図２４は、最大振幅周波数と気泡の体積との関係からの気体流量の算出例を示す図である。図２４は、図２３に示す最大振幅周波数と気泡の体積との関係から算出した気泡の体積に、気泡の発生頻度を乗算して得られた気体流量を示している。
図２４の横軸は最大振幅周波数を示す。縦軸は、気体流量を示す。最大振幅周波数毎に、算出された気体流量がプロットされている。

図２４で、最大振幅周波数と気体流量（算出値）とがおおよそ線形の関係にある。これにより、最大振幅周波数（気泡の発生頻度）と気体流量との間に強い相関性があることが示されている。この相関性によれば、最大振幅周波数から気体流量を算出することができる。

気泡の体積を算出する際、回転楕円体による近似に代えて直方体で近似するようにしてもよい。
図２５は、気泡の体積を直方体に近似して算出した場合の、気体流量算出値の例を示す図である。図２５の横軸は気体流量の測定値を示す。縦軸は、気体流量の算出値を示す。

図２５で、気泡を直方体で近似して体積を算出した場合の気体流量の算出値と、そのときの気体流量の測定値の関係がプロットされている。
線Ｌ１９１は、気体流量の測定値と算出値とが一致する場合の、グラフにおける位置を示している。
図２５の例で、気体流量の測定値に近い算出値を得られている。

次に、図２６を参照して、胸腔ドレナージユニット１の動作について説明する。
図２６は、胸腔ドレナージユニット１が気体流量を求める処理手順の例を示すフローチャートである。
図２６の処理で、圧力センサ１５２が水封部１３０における圧力を測定し、通信部２１０が、圧力測定値を取得する（ステップＳ１１）。

次に、フーリエ変換部２９２が、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換する（ステップＳ１２）。フーリエ変換部２９２は、例えばＦＦＴ（Fast Fourier Transform）によりフーリエ変換を行う。
そして、気泡発生頻度検出部２９３が、フーリエ変換部２９２によるフーリエ変換の結果に基づいて気泡の発生頻度を検出する（ステップＳ１３）。具体的には、気泡発生頻度検出部２９３は、フーリエ変換の結果から最大振幅周波数を検出する。図２２に示されるように、最大振幅周波数は気泡の発生頻度に一致している。

流量算出部２９１は、気泡の発生頻度から気体の流量を求める（ステップＳ１４）。図２２に示されるように、気泡の発生頻度と気体の流量とは比例しており、流量算出部２９１は、気体の発生頻度に所定の係数を乗算することで、気体の流量を得られる。
ステップＳ１４の後、図２６の処理を終了する。

以上のように、流量算出部２９１は、水封部１３０に設けられた圧力センサ１５２、または吸引圧調整部１４０から上流側かつ水封部１３０よりも下流側に設けられた圧力センサ１５２による圧力測定値に基づいて、水封部１３０を通過した気体の流量を算出する。
ここで、患者の側から水封部１３０の第１水だまり１３１で隔てられた水封部１３０またはその下流側に圧力センサ１５２を設定すると、水封部１３０を通過した空気の流量（第１水だまり１３１を通過した空気の流量）と関連性の高い圧力値を得られることが見出された。この、水封部１３０を通過した空気の流量は、患者の胸腔から排出される空気の流量と同視できる。

水封部１３０、または吸引圧調整部１４０から上流側かつ水封部１３０よりも下流側に圧力センサ１５２が設けられ、流量算出部２９１が、圧力センサ１５２による圧力測定値に基づいて気体流量を算出することで、流量算出部２９１は、圧力センサ１５２が、水封部１３０を通過した空気の流量と関連性の高い圧力値を測定できるとの知見に基づいて空気流量を算出することができる。この点で、流量算出部２９１は、患者の胸腔から排出される空気の流量を高精度に測定することができる。
また、流量算出部２９１が、圧力測定値に基づいて空気流量を算出することで、胸腔から胸腔ドレナージユニットへ放出される空気の量を、外部からの光に影響されずに検出することができる。
また、水封部１３０、または吸引圧調整部１４０から上流側かつ水封部１３０よりも下流側に圧力センサ１５２が設けられていることで、圧力センサ１５２と水封部１３０での気泡発生部との物理的距離が比較的短く、この点で、気泡発生による圧力変動の検出感度を確保して高精度な空気流量測定が可能となる。

また、流量算出部２９１は、圧力センサ１５２による圧力測定値に基づいて、水封部１３０の第１水だまり１３１における気泡の発生頻度を検出し、検出した気泡の発生頻度に基づいて、水封部１３０を通過した気体の流量を算出する。
ここで、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度と、第１水だまり１３１を通過する空気の流量との間には高い関連性があることが見出された。具体的には、気体の流量が例えば１００ミリリットル毎分など比較的少ない場合、第１水だまり１３１における気泡の大きさは、流量にかかわらずおおよそ一定であり、従って、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度と、第１水だまり１３１を通過する空気の流量とがおおよそ比例することが見出された。

流量算出部２９１が、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度に基づいて気体流量を算出することで、第１水だまり１３１を通過する空気の流量との間には高い関連性があるとの知見に基づいて空気流量を算出することができる。この点で、流量算出部２９１は、患者の胸腔から排出される空気の流量を高精度に測定することができる。

また、流量算出部２９１は、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換して気泡の発生頻度を検出する。
上記のように、第１水だまり１３１における気泡の大きさは、流量にかかわらずおおよそ一定であり、従って、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度と、第１水だまり１３１を通過する空気の流量とがおおよそ比例することが見出された。また、第１水だまり１３１における気泡の発生周期はおおよそ一定であることが見出された。

流量算出部２９１が、圧力センサ１５２による圧力測定値をフーリエ変換することで、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度と、第１水だまり１３１を通過する空気の流量とがおおよそ比例するとの知見、および、第１水だまり１３１における気泡の発生周期はおおよそ一定であるとの知見に基づいて、空気流量を算出することができる。この点で、流量算出部２９１は、患者の胸腔から排出される空気の流量を高精度に測定することができる。

また、流量算出部２９１は、気泡の発生頻度と水封部を通過した気体の流量の関係を線形近似した近似式に基づいて、水封部１３０における気泡の発生頻度から、水封部１３０を通過した気体の流量を算出する。
上記のように、第１水だまり１３１における気泡の大きさは、流量にかかわらずおおよそ一定であり、従って、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度と、第１水だまり１３１を通過する空気の流量とがおおよそ比例することが見出された。

流量算出部２９１が、気泡の発生頻度と水封部を通過した気体の流量の関係を線形近似とすることで、第１水だまり１３１における気泡の発生頻度と、第１水だまり１３１を通過する空気の流量とがおおよそ比例するとの知見に基づいて、空気流量を算出することができる。この点で、流量算出部２９１は、患者の胸腔から排出される空気の流量を高精度に測定することができる。

なお、制御部２９０の全部または一部の機能を実現するためのプログラムをコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して、この記録媒体に記録されたプログラムをコンピュータシステムに読み込ませ、実行することで各部の処理を行ってもよい。なお、ここでいう「コンピュータシステム」とは、ＯＳや周辺機器等のハードウェアを含むものとする。
また、「コンピュータシステム」は、ＷＷＷシステムを利用している場合であれば、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）も含むものとする。
また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ－ＲＯＭ等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークや電話回線等の通信回線を介してプログラムを送信する場合の通信線のように、短時間の間、動的にプログラムを保持するもの、その場合のサーバやクライアントとなるコンピュータシステム内部の揮発性メモリのように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。また上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良く、さらに前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるものであっても良い。

以上、本発明の実施形態を図面を参照して詳述してきたが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、この発明の要旨を逸脱しない範囲の設計変更等も含まれる。

１胸腔ドレナージユニット
１００胸腔ドレナージユニット本体
１１０チューブ
１２０排液部
１３０水封部
１３１第１水だまり
１４０吸引圧調整部
１４１第２水だまり
１５１吸引ポンプ
１５２圧力センサ
１５３チェックバルブ
１６１第１隔壁
１６２第２隔壁
１６３第３隔壁
１６４第４隔壁
１６５第５隔壁
２００気体流量算出装置
２１０通信部
２２０表示部
２３０操作入力部
２８０記憶部
２９０制御部
２９１流量算出部
２９２フーリエ変換部
２９３気泡発生頻度検出部

Claims

水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求め、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出する流量算出部
を備える気体流量算出装置。
前記流量算出部は、前記最大振幅周波数が所定値以下である場合、前記最大振幅周波数の変化に対して前記気泡の体積が一定として、前記水封部を通過した気体の流量を算出する、
請求項１に記載の気体流量算出装置。
前記流量算出部は、前記圧力測定値に基づいて、前記水封部における気泡の発生頻度を検出し、検出した気泡の発生頻度に基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出する、
請求項１または請求項２に記載の気体流量算出装置。
前記流量算出部は、前記圧力測定値をフーリエ変換して前記気泡の発生頻度を検出する、
請求項３に記載の気体流量算出装置。
水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサと、
前記圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求め、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出する流量算出部と、
を備える気体流量測定システム。
水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサによる圧力測定値を取得することと、
前記圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求め、前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出することと、
を含む気体流量算出方法。
コンピュータに、
水封部に設けられた圧力センサ、または吸引圧調整部から上流側かつ前記水封部よりも下流側に設けられた圧力センサによる圧力測定値を取得することと、
前記圧力センサによる圧力測定値をフーリエ変換したパワーが最大となる最大振幅周波数が少なくとも所定の範囲において、前記最大振幅周波数の増加に応じて、前記水封部を通過する気体の気泡の体積が線形に増加する関係に基づいて前記気泡の体積を求めることと、
前記気泡の体積と前記気泡の発生頻度とに基づいて、前記水封部を通過した気体の流量を算出することと、
を実行させるためのプログラム。