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WO2016006677A1 - 吸引器または加圧器 - Google Patents

吸引器または加圧器 Download PDF

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Publication number
WO2016006677A1
WO2016006677A1 PCT/JP2015/069851 JP2015069851W WO2016006677A1 WO 2016006677 A1 WO2016006677 A1 WO 2016006677A1 JP 2015069851 W JP2015069851 W JP 2015069851W WO 2016006677 A1 WO2016006677 A1 WO 2016006677A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
suction
unit
piezoelectric element
amplitude
pump
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/069851
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
田中伸拓
Original Assignee
株式会社村田製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社村田製作所 filed Critical 株式会社村田製作所
Priority to JP2015552943A priority Critical patent/JP5888478B1/ja
Priority to EP15818979.5A priority patent/EP3167915B1/en
Publication of WO2016006677A1 publication Critical patent/WO2016006677A1/ja
Priority to US15/401,552 priority patent/US11052006B2/en

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61M1/80—Suction pumps
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61G7/00—Beds specially adapted for nursing; Devices for lifting patients or disabled persons
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    • A61G7/057—Arrangements for preventing bed-sores or for supporting patients with burns, e.g. mattresses specially adapted therefor
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    • A61M2210/00—Anatomical parts of the body
    • A61M2210/06—Head
    • A61M2210/0618—Nose

Definitions

  • the present invention relates to an aspirator or a pressurizer equipped with a pump.
  • This nasal mucus suction device includes a vacuum generating means, a nasal mucus storage cylinder, an inlet, and an operating means.
  • the vacuum generating means and the runny nose preservation cylinder are connected by a pipe line.
  • the runny nose storage cylinder is connected to an inlet through which the runny nose is inhaled.
  • the operating means switches between inhalation and inhalation stop.
  • nasal aspirator when the suction port is inserted into the nasal cavity and the button of the operating means is pressed, nasal fluid is inhaled from the suction port due to the vacuum generated by the vacuum generating means, and the nasal fluid is stored in the nasal fluid storage cylinder.
  • the button of the actuating means is released, the suction is interrupted by releasing the vacuum state.
  • some conventional pressurizers are used for bedsore prevention beds.
  • the conventional bedsore prevention bed one side of the user's body is lifted by an air cell that is pressurized and expanded by a pressurizer. This prevents the user from getting out of bed by turning the user upside down.
  • An object of the present invention is to provide an aspirator or a pressurizer that can apply an appropriate pressure depending on the situation.
  • the suction device or pressurizer of the present invention includes a pump, a detection unit, and a control unit.
  • the pump is driven by a piezoelectric element and has a suction part and a discharge part.
  • the detection unit detects a closed state of the suction unit or the discharge unit.
  • the control unit adjusts the output voltage to the piezoelectric element according to the closed state of the suction unit or the discharge unit detected by the detection unit.
  • the output voltage to the piezoelectric element is automatically adjusted according to the closed state of the suction part. For example, when it is difficult to suck a runny nose, the amplitude of the output voltage becomes large, and the runny nose is sucked with a high suction pressure. When the runny nose is easily sucked, the amplitude of the output voltage is moderate, and the runny nose is sucked at a low suction pressure. When the runny nose suction is completed or when there is no runny nose, the amplitude of the output voltage decreases. In this way, since the suction device can be operated with the minimum necessary voltage, the power consumption during operation can be reduced.
  • the amplitude of the output voltage increases only when it is difficult to inhale the runny nose. In other words, when the runny nose suction is completed or when there is no runny nose, the amplitude of the output voltage becomes small. For this reason, since a large amount of air is not sucked out from the nasal cavity, adverse effects on the human body can be reduced.
  • the blocking state of the discharge part of the pump changes depending on whether or not the user has turned over.
  • the output voltage to the piezoelectric element is automatically adjusted according to whether or not the user has turned over.
  • the detection unit may detect a pressure difference between the suction unit and the discharge unit.
  • the pressure difference between the suction part and the discharge part changes depending on whether the suction part or the discharge part is closed. For this reason, in this configuration, the closed state of the suction part or the discharge part can be detected by detecting the pressure difference between the suction part and the discharge part.
  • it is possible to determine the difficulty of nasal discharge by changing the amplitude of the output voltage step by step and detecting the suction pressure each time.
  • the detection unit may detect the flow rate flowing from the suction unit to the discharge unit.
  • the flow rate changes depending on whether the suction part or the discharge part is closed. For this reason, in this configuration, the closed state of the suction part or the discharge part can be detected by detecting the flow rate as described above.
  • the impedance of the piezoelectric element is preferably used for detection by the detection unit.
  • the quantity related to the impedance of the piezoelectric element such as the magnitude and phase of the impedance of the piezoelectric element and the frequency at which the magnitude of the impedance of the piezoelectric element is minimized, varies depending on whether the suction part or the discharge part is blocked. . For this reason, in this configuration, the closed state of the suction part or the discharge part can be detected using the impedance of the piezoelectric element.
  • the magnitude of the impedance of the piezoelectric element at the driving frequency of the pump may be used for detection by the detection unit.
  • the magnitude of the impedance of the piezoelectric element is an amplitude ratio between the current flowing through the piezoelectric element and the output voltage to the piezoelectric element. For this reason, in this configuration, it is possible to detect the closed state of the suction part or the discharge part by measuring the current flowing through the piezoelectric element. Further, when the current is measured, the number of components of the circuit that realizes the detection unit is reduced, so that the circuit that realizes the detection unit can be downsized.
  • the phase of the impedance of the piezoelectric element at the pump drive frequency may be used for detection by the detector.
  • the phase of the impedance of the piezoelectric element is the phase difference between the current flowing through the piezoelectric element and the output voltage to the piezoelectric element.
  • a frequency at which the magnitude of the impedance of the piezoelectric element is minimized may be used for detection by the detection unit.
  • the frequency at which the magnitude of the impedance of the piezoelectric element is minimized is the resonance frequency of the piezoelectric element. For this reason, in this configuration, it is possible to detect the closed state of the suction part or the discharge part by calculating the resonance frequency of the piezoelectric element.
  • the vibration of the piezoelectric element can be increased without changing the amplitude of the output voltage, and a high suction pressure or pressure can be obtained.
  • the aspirator or pressurizer of the present invention may be provided with an indicator for notifying the closed state of the suction part or the discharge part detected by the detection part.
  • the closed state of the suction part or the discharge part can be known by the indicator.
  • the suction target may be a runny nose.
  • the runny nose can be sucked.
  • an aspirator or a pressurizer that can apply an appropriate pressure depending on the situation.
  • FIG. 3 is a block diagram of a circuit unit according to the first embodiment. 4 is a graph showing the amplitude of a current flowing through the piezoelectric element 22 with respect to the amplitude of a driving voltage applied to the piezoelectric element 22. It is a flowchart which shows operation
  • FIG. 4 is a block diagram of a circuit unit according to the first embodiment. 4 a graph showing the amplitude of a current flowing through the piezoelectric element 22 with respect to the amplitude of a driving voltage applied to the piezoelectric element 22. It is a flowchart which shows operation
  • FIG. 7A is a conceptual diagram showing the change over time of the amplitude of the drive voltage when sucking a low-viscosity nasal mucus.
  • FIG. 7B is a conceptual diagram showing the change over time in the amplitude of the drive voltage when a nasal mucus with medium viscosity is sucked.
  • FIG. 7C is a conceptual diagram showing the change over time in the amplitude of the drive voltage when sucking a highly viscous nasal mucus.
  • FIG. 8A is a conceptual diagram showing temporal changes in drive voltage amplitude, suction pressure, and flow rate in a suction device having a conventional configuration.
  • FIG. 8B is a conceptual diagram showing temporal changes in drive voltage amplitude, suction pressure and flow rate in the suction device according to the first embodiment.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view of the aspirator 10.
  • the suction unit 10 is provided with a flow path 14 that connects the tip of the nozzle 11 and the rear end of the piezoelectric drive unit 13.
  • the separator 12 is provided with a storage unit 15 so as to branch from the flow path 14.
  • the piezoelectric drive unit 13 includes a piezoelectric pump 21 (see FIG. 2) and a circuit unit 31 (see FIG. 3) for driving the piezoelectric pump 21.
  • the piezoelectric pump 21 corresponds to the pump of the present invention.
  • the suction device 10 is provided with an indicator (not shown) for informing the state of the tip of the nozzle 11.
  • the tip of the nozzle 11 is inserted into the nasal cavity in order to aspirate the runny nose.
  • the piezoelectric drive unit 13 When the piezoelectric drive unit 13 is driven, an air flow from the tip of the nozzle 11 to the rear end of the piezoelectric drive unit 13 is generated in the flow path 14.
  • the runny nose in the nasal cavity is sucked together with air from the tip of the nozzle 11, separated by the separator 12, and stored in the storage unit 15.
  • FIG. 2 is a sectional view of the piezoelectric pump 21.
  • the piezoelectric pump 21 includes a piezoelectric element 22 and a structure body 23.
  • the structure 23 has a disk shape whose outline is thin in the thickness direction.
  • a discharge port 26 is opened near the center of the top surface of the structure 23.
  • a suction port 27 is opened near the edge of the bottom surface of the structure 23.
  • the piezoelectric pump 21 is arranged so that the suction port 27 side faces the nozzle 11 side.
  • the discharge port 26 corresponds to the discharge portion of the present invention.
  • the suction port 27 corresponds to the suction part of the present invention.
  • a flow path 24 and a pump chamber 25 are provided in the structure 23 .
  • the flow path 24 communicates with the discharge port 26 on the top surface of the structure 23, extends from the vicinity of the center to the outer peripheral side inside the structure 23, and communicates with the suction port 27 on the bottom surface of the structure 23.
  • the pump chamber 25 is a thin cylindrical space provided on the bottom surface side of the communication portion between the discharge port 26 and the flow path 24, and opens to the communication portion between the discharge port 26 and the flow path 24.
  • the inner bottom surface of the pump chamber 25 in the structure 23 is configured as a diaphragm (diaphragm) 28 capable of bending vibration.
  • the diaphragm 28 has a disk shape, the top surface faces the pump chamber 25, and the piezoelectric element 22 is attached to the bottom surface.
  • the top surface of the diaphragm 28 faces the discharge port 26 with the pump chamber 25 interposed therebetween.
  • the piezoelectric element 22 has a thin disk shape in the thickness direction, and has piezoelectricity that tends to expand and contract in the in-plane direction of the main surface when an AC voltage is applied.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing a vibration mode of the piezoelectric pump 21.
  • the piezoelectric element 22 and the diaphragm 28 are attached to each other to form a unimorph structure, and are displaced in the thickness direction by driving the piezoelectric element 22.
  • the piezoelectric element 22 is about to extend from a stationary state as shown in FIG. 3A
  • the diaphragm 28 is on the piezoelectric element 22 side (bottom side) as shown in FIG. 3B.
  • the volume of the pump chamber 25 increases. Thereby, negative pressure is generated in the pump chamber 25, the negative pressure is transmitted to the flow path 24 communicating with the pump chamber 25, and the fluid in the flow path 24 is sucked into the pump chamber 25.
  • the piezoelectric element 22 tries to shrink, as shown in FIG. 3C, the diaphragm 28 is convexly bent to the pump chamber 25 side (top surface side), and the volume of the pump chamber 25 decreases. Then, since the pump chamber 25 and the discharge port 26 face each other with the flow path 24 therebetween, the fluid in the pump chamber 25 is discharged to the outside from the discharge port 26 and drawn into the flow of the fluid. Then, the fluid in the flow path 24 is discharged from the discharge port 26.
  • FIG. 4 is a block diagram of the circuit unit 31.
  • the circuit unit 31 automatically adjusts the drive voltage (output voltage) applied to the piezoelectric element 22 by feeding back the current flowing through the piezoelectric element 22.
  • the circuit unit 31 includes a current detection unit 32, an adjustment unit 33, a voltage controller 34, and a drive circuit 35.
  • the current detection unit 32 measures the current flowing through the piezoelectric element 22.
  • the adjustment unit 33 determines the state of the tip of the nozzle 11 (hereinafter referred to as the nozzle tip) based on the measurement result of the current detection unit 32.
  • the voltage controller 34 outputs a voltage having a predetermined pattern based on the determination of the adjustment unit 33.
  • the voltage controller 34 is supplied with power from a power source 36.
  • the drive circuit 35 boosts the voltage output from the voltage controller 34 to generate a drive voltage, and applies the drive voltage to the piezoelectric element 22.
  • the circuit unit 31 is formed by mounting electronic components on a circuit board.
  • the current detection unit 32 and the adjustment unit 33 correspond to the detection unit of the present invention.
  • the adjustment unit 33 and the voltage controller 34 correspond to the control unit of the present invention.
  • the current detection unit 32 and the adjustment unit 33 detect the closed state of the suction port 27. Further, the adjustment unit 33 and the voltage controller 34 adjust the output voltage to the piezoelectric element 22 according to the detected closed state of the suction port 27. In addition, the indicator informs the detected closed state of the suction port 27.
  • FIG. 5 is a graph showing the amplitude of the current flowing through the piezoelectric element 22 with respect to the amplitude of the drive voltage applied to the piezoelectric element 22.
  • the current amplitude I c (V) when the nozzle tip is closed is different from the current amplitude I réelle (V) when the nozzle tip is open. Yes.
  • the adjustment unit 33 is
  • ⁇ it is determined that the nozzle tip is blocked.
  • the adjustment unit 33 determines that the nozzle tip is open when the current amplitude I is close to the current amplitude I whichever (V), that is, when
  • the current amplitude I c (V) and the current amplitude I anlagen (V) may be calculated whenever necessary, or may be stored as a table.
  • the amplitude V of the drive voltage is held by the adjustment unit 33, but may be acquired by measurement.
  • the state of the nozzle tip is determined by comparing the current amplitude I with a threshold value I t (V) appropriately set within the range of I schreib (V) ⁇ I t (V) ⁇ I c (V). You may judge.
  • the magnitude of the impedance of the piezoelectric element 22 is the amplitude ratio between the current flowing through the piezoelectric element 22 and the drive voltage. Then, it can be said that the magnitude of the impedance of the piezoelectric element 22 at the driving frequency (frequency of the driving voltage) is used for the determination by the adjustment unit 33. Further, when the current amplitude I is close to the current amplitude I c (V), the suction pressure is high, and when the current amplitude I is close to the current amplitude I réelle (V), the suction pressure is low. It can be said that the state of the nozzle tip is determined by indirectly detecting the suction pressure.
  • the suction pressure is a pressure difference between the suction port 27 side and the discharge port 26 side of the piezoelectric pump 21 (see FIG. 2).
  • the adjusting unit 33 is indirectly configured. It can be said that the state of the nozzle tip is judged by detecting the flow rate.
  • the flow rate is the amount of air flowing from the suction port 27 side of the piezoelectric pump 21 to the discharge port 26 side.
  • FIG. 6 is a flowchart showing the operation of the circuit unit 31.
  • the drive circuit 35 applies an initial voltage as a drive voltage to the piezoelectric element 22 (S11).
  • the current detector 32 measures the current flowing through the piezoelectric element 22 after a predetermined time (for example, around 1 second) has elapsed (S12) (S13).
  • the adjustment unit 33 determines that the nozzle tip is blocked, that is, the nasal discharge has failed (S14: Yes).
  • the drive circuit 35 applies a drive voltage having an amplitude larger than the original amplitude by a predetermined value to the piezoelectric element 22 in order to remove the runny nose (S15).
  • the amplitude of the drive voltage is increased and the amplitude of the drive voltage exceeds the limit value, the amplitude of the drive voltage is maintained as the original amplitude.
  • the adjustment unit 33 determines that the nozzle tip is open (S14: No, S16: Yes). That is, the adjustment unit 33 determines that the nasal discharge has been successfully sucked or that the tip of the nozzle has not hit the nasal mucus in the nasal cavity. In this case, step S11 is performed again.
  • the adjustment unit 33 determines that the suction device 10 has malfunctioned (S14: No, S16: No). In this case, the suction operation ends and an error is displayed on the indicator.
  • the current amplitude I is close to the current amplitude I ко (V)
  • FIG. 7A is a conceptual diagram showing the change over time of the amplitude of the drive voltage when sucking a low-viscosity nasal mucus.
  • FIG. 7B is a conceptual diagram showing the change over time in the amplitude of the drive voltage when a nasal mucus with medium viscosity is sucked.
  • FIG. 7C is a conceptual diagram showing the change over time in the amplitude of the drive voltage when sucking a highly viscous nasal mucus.
  • Time t c indicates the time at which the runny nose suction is completed. Note that FIG. 7 is illustrated without considering the time difference between voltage adjustment and current measurement.
  • FIG. 8 (A) is a conceptual diagram showing temporal changes in drive voltage amplitude, suction pressure, and flow rate in a suction device having a conventional configuration.
  • FIG. 8B is a conceptual diagram showing temporal changes in the amplitude of the drive voltage, the suction pressure, and the flow rate in the suction device 10.
  • the amplitude of the drive voltage, the suction pressure, the flow rate, and the time are normalized as appropriate.
  • the amplitude of the drive voltage is always constant.
  • the time is 0 to 4 and 9 to 12
  • the nozzle tip is open, so the suction pressure is zero.
  • the flow rate is excessively large because the amplitude of the drive voltage is adjusted in accordance with the nozzle tip being closed.
  • the time is from 4 to 9, since the nozzle tip is closed, the suction pressure is higher than when the nozzle tip is open, and the flow rate is lower than when the nozzle tip is open.
  • the amplitude of the drive voltage is automatically adjusted.
  • the time is 0 to 4 and 9 to 12
  • the nozzle tip is open, so the suction pressure is zero.
  • the amplitude of the drive voltage is kept small and the flow rate is kept moderate.
  • the time is 4-9, the nozzle tip is blocked.
  • the amplitude of the drive voltage is larger than when the nozzle tip is open, and the suction pressure is higher than when the nozzle tip is open. Since the amplitude of the drive voltage is increased, the flow rate is not reduced much as compared with the case where the nozzle tip is open.
  • the suction device 10 increases the amplitude of the drive voltage every time it is determined that the nozzle tip is blocked. Further, when the suction device 10 determines that the nozzle tip is open, the suction device 10 reduces the amplitude of the drive voltage. Thereby, when it is difficult to suck the runny nose, the amplitude of the drive voltage is increased and the runny nose is sucked at a high suction pressure. When the runny nose is easy to suck, the amplitude of the drive voltage is moderate, and the runny nose is sucked at a low suction pressure. When the runny nose suction is completed or when there is no runny nose, the amplitude of the drive voltage decreases.
  • the suction device 10 can perform suction with an appropriate suction pressure according to the closed state of the nozzle tip. Further, since the aspirator 10 operates with the minimum required driving voltage, power consumption during operation can be reduced. In addition, when the suction of the runny nose is completed or when there is no runny nose, the amplitude of the drive voltage is reduced, and a large amount of air is not sucked out from the nasal cavity.
  • FIG. 9 is a block diagram of the circuit unit 41 according to the second embodiment.
  • the circuit unit 41 includes a current detection unit 42, a voltage detection unit 43, a phase comparator 44, a microcomputer (MCU) 45, and a resistor 46.
  • the current detector 42 measures the current flowing through the piezoelectric element 22 by measuring the voltage across the resistor 46 whose resistance value is known.
  • the resistor 46 is inserted into a voltage line that connects the piezoelectric element 22 and the drive circuit 35.
  • the voltage detector 43 measures the drive voltage applied to the piezoelectric element 22.
  • the phase comparator 44 outputs a phase difference ⁇ between the current measured by the current detector 42 and the voltage measured by the voltage detector 43.
  • the microcomputer 45 outputs a voltage having a predetermined pattern to the drive circuit 35 based on the phase difference ⁇ output from the phase comparator 44.
  • phase comparator 44 for example, a circuit type digital comparator such as a phase frequency comparator used in a PLL (Phase Locked Loop) or the like is used.
  • microcomputer 45 one having an I / O terminal and a PWM output terminal is used. The I / O terminal is connected to the phase comparator 44, and the PWM output terminal is connected to the drive circuit 35.
  • the phase difference ⁇ c between the current flowing through the piezoelectric element 22 and the drive voltage when the nozzle tip is closed is the phase difference between the current flowing through the piezoelectric element 22 and the drive voltage when the nozzle tip is open. It is different from ⁇ réelle . Therefore, the microcomputer 45 determines that the nozzle tip when the phase difference theta is close to the phase difference theta c is closed, the phase difference theta is determined that the nozzle tip when close to the phase difference theta o is open.
  • the impedance phase of the piezoelectric element 22 is the phase difference between the current flowing through the piezoelectric element 22 and the drive voltage. For the determination by the microcomputer 45, the impedance phase of the piezoelectric element 22 at the drive frequency is used. It can be said.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the operation of the circuit unit 41.
  • the phase comparator 44 outputs the phase difference ⁇ after step S12 (S23).
  • the microcomputer 45 compares the phase difference theta and the phase difference theta c, if necessary by comparing the phase difference theta and the phase difference theta o, determines the state of the nozzle tip (S24, S26).
  • the state of the nozzle tip can be detected by measuring the phase difference ⁇ between the current flowing through the piezoelectric element 22 and the drive voltage. Further, since the measurement of the phase difference ⁇ is not easily affected by the temperature change, the suction pressure can be adjusted with high accuracy.
  • FIG. 11 is a block diagram of the circuit unit 51 according to the third embodiment.
  • the circuit unit 51 includes a resonance frequency calculation unit 57.
  • the resonance frequency calculation unit 57 calculates the resonance frequency f of the piezoelectric element 22 based on the current measured by the current detection unit 32.
  • the adjustment unit 33 determines the state of the nozzle tip based on the resonance frequency f calculated by the resonance frequency calculation unit 57.
  • the resonance frequency of the piezoelectric element 22 is a frequency at which the magnitude of the impedance of the piezoelectric element 22 is minimized, that is, a frequency at which the amplitude of the current flowing through the piezoelectric element 22 is maximized. Therefore, the resonance frequency of the piezoelectric element 22 is calculated by changing the driving frequency in a predetermined range, measuring the current flowing through the piezoelectric element 22 at each frequency, and selecting the frequency at which the amplitude of the measured current is maximized. be able to.
  • the resonance frequency f c of the piezoelectric element 22 when the nozzle tip is closed is different from the resonance frequency f o of the piezoelectric element 22 when the nozzle tip is open. Therefore, the adjustment unit 33 determines that the nozzle tip when the resonance frequency f is close to the resonance frequency f c is closed, it is determined that the nozzle tip when the resonance frequency f is close to the resonance frequency f o is open .
  • FIG. 12 is a flowchart showing the operation of the circuit unit 51.
  • the resonance frequency calculator 57 calculates the resonance frequency f after step S12 (S33).
  • Adjustment unit 33 compares the resonance frequency f and the resonance frequency f c, by comparing the resonance frequency f and the resonance frequency f o, if necessary, to determine the state of the nozzle tip (S34, S36).
  • the drive circuit 35 applies a drive voltage corresponding to the state of the nozzle tip to the piezoelectric element 22 (S11, S15). At this time, the drive frequency is adjusted to be the resonance frequency f.
  • the state of the nozzle tip can be detected by calculating the resonance frequency f of the piezoelectric element 22. Further, by adjusting the drive frequency to the resonance frequency f of the piezoelectric element 22, the vibration of the piezoelectric element 22 can be increased without changing the amplitude of the drive voltage, and a high suction pressure can be obtained.
  • the suction device of the above-mentioned embodiment was a nasal mucus suction device
  • the suction device of the present invention is not limited to the nasal fluid suction device, and may suck body fluid such as saliva and sputum.
  • FIG. 13 is a schematic cross-sectional view for explaining the negative pressure closure therapy of the fourth embodiment.
  • the wound W of the patient is covered with a dressing 67 such as gauze.
  • the wound part W covered with the dressing 67 is sealed with a film 66.
  • the first end of the tube 64 ⁇ / b> A passes through an opening provided in the film 66 and is connected to the dressing 67.
  • the second end of the tube 64 ⁇ / b> A is connected to the storage unit 65.
  • the storage unit 65 is connected to the aspirator 60 through the tube 64B. Thereby, the flow path which connects the dressing 67 and the suction device 60 is formed.
  • the suction device 60 includes, for example, the same configuration as the piezoelectric drive unit of the first embodiment.
  • the piezoelectric driving unit includes the piezoelectric pump and the circuit unit for driving the piezoelectric pump.
  • the pressure in the dressing 67 is reduced by sucking the air in the dressing 67 with the suction device 60. Further, in this negative pressure closure therapy, the exudate accumulated in the dressing 67 is sucked together with air, and the exudate is separated from the air and stored in the storage unit 65.
  • FIG. 14 is a flowchart showing the operation of the suction device 60.
  • the aspirator 60 operates as follows.
  • the drive voltage of the piezoelectric pump is set to the standard voltage to drive the piezoelectric pump, and the air in the dressing 67 is sucked (S41).
  • the suction portion (suction port) of the piezoelectric pump approaches a closed state.
  • the state of the suction portion of the piezoelectric pump is detected (S43).
  • the state of the suction part of the piezoelectric pump is detected by measuring the current flowing through the piezoelectric element of the piezoelectric pump, for example, as in the first embodiment.
  • the suction part of the piezoelectric pump is closed (S44: Yes)
  • the drive voltage of the piezoelectric pump is lowered to the lowest voltage at which the closed state can be detected (S45), and then step S12 is performed again. .
  • the driving voltage of the piezoelectric pump is lowered to the lowest voltage, so that excessive suction can be prevented and power consumption can be suppressed. Further, when the pressure in the dressing 67 reaches the upper limit value, the suction of air in the dressing 67 is resumed, so that the pressure in the dressing 67 can be maintained at a low pressure.
  • FIG. 15A is an external perspective view of the bedsore prevention bed 70 of the fifth embodiment.
  • FIG. 15B is an exploded perspective view of the bedsore prevention bed 70 of the fifth embodiment.
  • Air cells 73 ⁇ / b> A and 73 ⁇ / b> B are provided on the rectangular upper surface of the base 74.
  • the air cells 73 ⁇ / b> A and 73 ⁇ / b> B are arranged side by side in the short direction of the upper surface of the table 74 and are long in the longitudinal direction of the upper surface of the table 74.
  • a mat 71 formed by connecting the side surfaces of a plurality of columnar air cells 72 is disposed on the upper surface of the base 74 on which the air cells 73A and 73B are provided.
  • the air cells 72, 73A, 73B are connected to a pressurizer (not shown) via a tube (not shown).
  • the pressurizer includes a piezoelectric pump corresponding to each air cell, a drive circuit unit for driving each piezoelectric pump, and a control circuit unit for controlling operation timing of each drive circuit unit.
  • Each piezoelectric pump is configured similarly to the first embodiment, for example.
  • the drive circuit unit is configured similarly to the circuit unit of the first embodiment, for example.
  • the piezoelectric pump is arranged such that its discharge part (discharge port) faces the tube side and its suction part faces the outside air side.
  • the valve connected to the air cell 72 is provided with a valve. As a result, air is sealed in the air cell 72 as necessary, and air is discharged from the air cell 72.
  • the tube connected to the air cells 73A and 73B is not provided with a valve.
  • the piezoelectric pump is driven, air is supplied to the air cells 73A and 73B, and the air cells 73A and 73B are pressurized.
  • the piezoelectric pump is stopped, air is discharged from the air cells 73A and 73B, and the inside of the air cells 73A and 73B is decompressed.
  • FIG. 16A is a side view of the bed slip prevention bed 70.
  • FIG. 16B is a side view of the bed slip prevention bed 70 when the air cell 73A is expanded.
  • one of the air cells 73A and 73B is inflated with a pressurizer, and the user P can be turned over by lifting one side of the user P's body.
  • the air cell 72 may be used together with the air cells 73A and 73B when the user turns over.
  • FIG. 17 is a flowchart showing the operation of the drive circuit unit corresponding to the air cell 73A.
  • the drive circuit unit corresponding to the air cell 73B operates in the same manner as the drive circuit unit corresponding to the air cell 73A.
  • the drive circuit unit operates as follows. After driving the piezoelectric pump corresponding to the air cell 73A with the initial voltage (S11), after a certain time (for example, around 0.1 seconds) has elapsed (S12), the current flowing through the piezoelectric pump corresponding to the air cell 73A is measured (S13). . If the user has not yet turned over, the air cell 73A remains pressurized with the weight of the user.
  • the current flowing through the piezoelectric pump of the air cell 73A is close to the amplitude I c (V) of the current when the discharge portion of the piezoelectric pump is closed. Therefore, if the measured current amplitude is close to the current amplitude I c (V), it is determined that the user is not turning over (S14: Yes), and the drive voltage of the piezoelectric pump of the air cell 73A is increased to increase the air cell. Pressurization to 73A is continued (S15).
  • the piezoelectric pump of the air cell 73A is driven again with the initial voltage (S11). Note that the timing of the operation of the drive circuit unit corresponding to the air cells 73A and 73B is controlled by the control circuit unit so that the air cells 73A and 73B are alternately pressurized.
  • step S15 of the fifth embodiment instead of increasing the drive voltage of the piezoelectric pump, the drive voltage of the piezoelectric pump may be maintained without being changed. Even in this case, an effect close to the case of increasing the drive voltage of the piezoelectric pump can be obtained.
  • Resistor 57 ... Resonance frequency calculator 64A, 64B ... Tube 66 ... Film 67 ... Dressing 70 ... Bed slip prevention bed 71 ... Mat 72, 73A, 37B ... air cell 74 ... stand P ... user W ... wound part

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Abstract

　吸引器（１０）は、ポンプ、検知部および制御部を備える。ポンプは、圧電素子（２２）で駆動し、吸入部および吐出部を有する。検知部は、電流検知部（３２）および調整部（３３）からなり、吸入部の閉塞状態を検知する。制御部は、調整部（３３）および電圧コントローラ（３４）からなり、検知部が検知した吸入部の閉塞状態に応じて圧電素子（２２）への出力電圧を調整する。

Description

吸引器または加圧器
　本発明は、ポンプを備える吸引器または加圧器に関する。
　従来の吸引器として、例えば、特許文献１に記載の鼻水吸引器がある。この鼻水吸引器は、真空発生手段、鼻水保存筒、吸入口および作動手段を備える。真空発生手段と鼻水保存筒とは管路で連結されている。鼻水保存筒は、鼻水の吸入がなされる吸入口に結合されている。作動手段は鼻水の吸入と吸入停止とを切り替える。この鼻水吸引器では、吸入口を鼻腔に挿入し、作動手段のボタンを押すと、真空発生手段で発生した真空状態により、吸入口から鼻水が吸入され、その鼻水は鼻水保存筒に溜まる。作動手段のボタンを離すと、真空状態が解除されることにより吸入が中断される。
　また、従来の加圧器として、床ずれ防止ベッドに使用されるものがある。従来の床ずれ防止ベッドでは、加圧器で加圧して膨張させたエアセルにより、使用者の身体の一方側を持ち上げる。これにより、使用者に寝返りを打たせることで、使用者の床ずれを防止する。
特開２００１－２１８８３１号公報
　特許文献１に記載の鼻水吸引器では、一定の吸引圧で吸入が持続されるので、鼻水を確実に除去するために、鼻水吸引器の吸引圧を高く設定する必要がある。しかし、この場合、鼻水吸引器の動作時の消費電力が大きくなってしまう。また、吸入口が鼻水にうまく当たらなかったとき、大流量の空気が鼻腔から一気に吸い出され、人体に悪影響が生じるおそれがある。一方、それらを避けるために、鼻水吸引器の吸引圧を低く設定すると、粘度が高い鼻水を除去することができないおそれがある。また、従来の床ずれ防止ベッドでは、使用者の寝返りが検知されないので、加圧器はエアセルに過剰な圧力を長時間印加する。このため、加圧器の消費電力や騒音が大きくなってしまう。
　本発明の目的は、状況に応じて適切な圧力を印加できる吸引器または加圧器を提供することにある。
　本発明の吸引器または加圧器は、ポンプ、検知部および制御部を備える。ポンプは、圧電素子で駆動し、吸入部および吐出部を有する。検知部は吸入部または吐出部の閉塞状態を検知する。制御部は、検知部が検知した吸入部または吐出部の閉塞状態に応じて圧電素子への出力電圧を調整する。
　この構成では、吸入部の閉塞状態に応じて圧電素子への出力電圧が自動的に調整される。例えば、鼻水が吸いにくい場合、出力電圧の振幅は大きくなり、鼻水は高い吸引圧で吸引される。鼻水が吸いやすい場合、出力電圧の振幅は中程度となり、鼻水は低い吸引圧で吸引される。鼻水の吸引が完了した場合や鼻水がない場合、出力電圧の振幅は小さくなる。このように、吸引器を必要最低限の電圧で動作させることができるので、動作時の消費電力を低減することができる。
　また、鼻水が吸いにくい場合のみ、出力電圧の振幅が大きくなる。言い換えると、鼻水の吸引が完了した場合や鼻水がない場合、出力電圧の振幅は小さくなる。このため、大流量の空気が鼻腔からに吸い出されないので、人体への悪影響を小さくすることができる。
　また、床ずれ防止ベッドに加圧器を使用する場合、使用者が寝返りを打ったか否かに応じてポンプの吐出部の閉塞状態が変化する。このため、本発明の構成では、使用者が寝返りを打ったか否かに応じて圧電素子への出力電圧が自動的に調整される。この結果、ポンプを最小限の出力で最小限の時間駆動するだけで、使用者に寝返りを打たせ、使用者の床ずれを防止できる。すなわち、床ずれ防止ベッドに使用される加圧器の消費電力や騒音を抑制できる。
　本発明の吸引器または加圧器では、検知部は吸入部と吐出部との圧力差を検知してもよい。吸入部と吐出部との圧力差は、吸入部または吐出部が閉塞されているか否かにより変化する。このため、この構成では、吸入部と吐出部との圧力差を検知することにより吸入部または吐出部の閉塞状態を検知することができる。また、出力電圧の振幅を段階的に変化させ、その度に吸引圧を検知することにより、鼻水の吸いにくさを判断することができる。
　本発明の吸引器または加圧器では、検知部は吸入部から吐出部に流れる流量を検知してもよい。流量は、吸入部または吐出部が閉塞されているか否かにより変化する。このため、この構成では、上記と同様に、流量を検知することにより吸入部または吐出部の閉塞状態を検知することができる。
　本発明の吸引器または加圧器では、検知部による検知に、圧電素子のインピーダンスが用いられることが好ましい。圧電素子のインピーダンスの大きさや位相、圧電素子のインピーダンスの大きさが極小となる周波数のような、圧電素子のインピーダンスに関係する量は、吸入部または吐出部が閉塞されているか否かにより変化する。このため、この構成では、圧電素子のインピーダンスを用いて吸入部または吐出部の閉塞状態等を検知することができる。
　本発明の吸引器または加圧器では、検知部による検知に、ポンプの駆動周波数における圧電素子のインピーダンスの大きさが用いられてもよい。圧電素子のインピーダンスの大きさは、圧電素子に流れる電流と圧電素子への出力電圧との振幅比である。このため、この構成では、圧電素子に流れる電流を計測することにより、吸入部または吐出部の閉塞状態等を検知することができる。また、電流を計測する場合、検知部を実現する回路の構成部品が少なくなるので、検知部を実現する回路を小型にすることができる。
　本発明の吸引器または加圧器では、検知部による検知に、ポンプの駆動周波数における圧電素子のインピーダンスの位相が用いられてもよい。圧電素子のインピーダンスの位相は、圧電素子に流れる電流と圧電素子への出力電圧との位相差である。このため、この構成では、圧電素子に流れる電流と圧電素子への出力電圧との位相差を計測することにより、吸入部または吐出部の閉塞状態等を検知することができる。また、位相差の計測は温度変化の影響を受けにくいので、精度良く吸引圧や加圧力を調整することができる。
　本発明の吸引器または加圧器では、検知部による検知に、圧電素子のインピーダンスの大きさが極小となる周波数が用いられてもよい。圧電素子のインピーダンスの大きさが極小となる周波数は、圧電素子の共振周波数である。このため、この構成では、圧電素子の共振周波数を算出することにより、吸入部または吐出部の閉塞状態等を検知することができる。また、ポンプの駆動周波数を共振周波数に合わせることにより、出力電圧の振幅を変化させずに、圧電素子の振動を大きくし、高い吸引圧や加圧力を得ることができる。
　本発明の吸引器または加圧器は、検知部が検知した吸入部または吐出部の閉塞状態を知らせるインジケータを備えてもよい。この構成では、インジケータにより吸入部または吐出部の閉塞状態を知ることができる。
　本発明の吸引器では、吸引対象物が鼻水でもよい。この構成では、鼻水を吸引することができる。
　本発明によれば、状況に応じて適切な圧力を印加できる吸引器または加圧器を得ることができる。
第１の実施形態に係る吸引器の模式的断面図である。 第１の実施形態に係る圧電ポンプの断面図である。 第１の実施形態に係る圧電ポンプの振動態様を示す模式図である。 第１の実施形態に係る回路部のブロック図である。 圧電素子２２に印加される駆動電圧の振幅に対する、圧電素子２２に流れる電流の振幅を示すグラフである。 第１の実施形態に係る回路部の動作を示すフローチャートである。 図７（Ａ）は、低粘度の鼻水を吸引するときの駆動電圧の振幅の時間変化を示す概念図である。図７（Ｂ）は、中粘度の鼻水を吸引するときの駆動電圧の振幅の時間変化を示す概念図である。図７（Ｃ）は、高粘度の鼻水を吸引するときの駆動電圧の振幅の時間変化を示す概念図である。 図８（Ａ）は、従来構成の吸引器における、駆動電圧の振幅、吸引圧および流量の時間変化を示す概念図である。図８（Ｂ）は、第１の実施形態に係る吸引器における、駆動電圧の振幅、吸引圧および流量の時間変化を示す概念図である。 第２の実施形態に係る回路部のブロック図である。 第２の実施形態に係る回路部の動作を示すフローチャートである。 第３の実施形態に係る回路部のブロック図である。 第３の実施形態に係る回路部の動作を示すフローチャートである。 第４の実施形態に係る陰圧閉鎖療法を説明するための模式的断面図である。 第４の実施形態に係る吸引器の動作を示すフローチャートである。 第５の実施形態に係る床ずれ防止ベッドの外観斜視図および分解斜視図である。 第５の実施形態に係る床ずれ防止ベッドの側面図である。 エアセル７３Ａに対応した駆動回路部の動作を示すフローチャートである。
《第１の実施形態》
　本発明の第１の実施形態に係る吸引器１０について説明する。吸引器１０は鼻水を吸引するために使用される。図１は吸引器１０の模式的断面図である。吸引器１０においては、ノズル１１、セパレータ１２および圧電駆動部１３がこの順に前方から後方に向かって並んでいる。吸引器１０には、ノズル１１の先端と圧電駆動部１３の後端とを繋ぐ流路１４が設けられている。セパレータ１２には、流路１４から枝分かれするように貯蔵部１５が設けられている。圧電駆動部１３は、圧電ポンプ２１（図２参照）と、圧電ポンプ２１を駆動するための回路部３１（図３参照）とを備える。圧電ポンプ２１は本発明のポンプに相当する。吸引器１０には、ノズル１１の先端の状態を知らせるインジケータ（図示せず）が設けられている。
　吸引器１０では、鼻水を吸引するためにノズル１１の先端が鼻腔に挿入される。圧電駆動部１３が駆動すると、ノズル１１の先端から圧電駆動部１３の後端への空気の流れが流路１４に生じる。鼻腔内の鼻水は、ノズル１１の先端から空気とともに吸引され、セパレータ１２で分離されて貯蔵部１５に貯留される。
　図２は圧電ポンプ２１の断面図である。圧電ポンプ２１は圧電素子２２および構造体２３を備えている。構造体２３は、概略の外形が厚み方向に薄い円板状である。構造体２３の天面の中央付近には、吐出口２６が開口している。構造体２３の底面の縁付近には、吸入口２７が開口している。圧電ポンプ２１は、吸入口２７側がノズル１１側を向くように配置されている。吐出口２６は本発明の吐出部に相当する。吸入口２７は本発明の吸入部に相当する。
　構造体２３の内部には、流路２４とポンプ室２５とが設けられている。流路２４は、構造体２３の天面で吐出口２６に通じており、構造体２３の内部で中央付近から外周側に延び、構造体２３の底面で吸入口２７に通じている。ポンプ室２５は、吐出口２６と流路２４との連通部分の底面側に設けられた薄い円筒状の空間であり、吐出口２６と流路２４との連通部分に開口している。
　構造体２３におけるポンプ室２５の内底面は、屈曲振動が可能なダイヤフラム（振動板）２８として構成されている。ダイヤフラム２８は円板状であり、天面がポンプ室２５に面していて、底面に圧電素子２２が貼り付けられている。ダイヤフラム２８の天面は、ポンプ室２５を間に介して吐出口２６と対向している。圧電素子２２は、厚み方向に薄い円板状であり、交流電圧が印加されることで主面の面内方向に伸縮しようとする圧電性を有している。
　図３は、圧電ポンプ２１の振動態様を示す模式図である。圧電素子２２とダイヤフラム２８とは、互いに貼り付いてユニモルフ構造を構成しており、圧電素子２２の駆動により厚み方向に変位する。具体的には、図３（Ａ）に示すような静止状態から圧電素子２２が伸びようとする場合には、図３（Ｂ）に示すように、ダイヤフラム２８が圧電素子２２側（底面側）に凸に屈曲してポンプ室２５の体積が増大する。これにより、ポンプ室２５に負圧が生じ、ポンプ室２５に連通する流路２４に負圧が伝わり、流路２４の流体がポンプ室２５に吸引される。
　次に、圧電素子２２が縮もうとすると、図３（Ｃ）に示すように、ダイヤフラム２８がポンプ室２５側（天面側）に凸に屈曲してポンプ室２５の体積が減少する。すると、流路２４を間に介してポンプ室２５と吐出口２６とが対向しているために、ポンプ室２５の流体が吐出口２６から外部に吐出されるとともに、その流体の流れに引き込まれて流路２４内の流体が吐出口２６から吐出される。
　このように、圧電ポンプ２１では、圧電素子２２とダイヤフラム２８との屈曲振動に伴い、ポンプ室２５では周期的な体積変動と圧力変動とが繰り返し生じ、気体の流れに慣性力が働くようになる。これにより、流路２４の流体が吐出口２６から吐出される気体の流れが定常的に生じるようになる。この圧電ポンプ２１では、ダイヤフラム２８が吐出口２６に対して流路２４およびポンプ室２５を介して対面するため、圧電ポンプ２１の流体効率が高く、粘性の高い鼻水のような流体でも吸引器１０で容易に吸引することができる。
　図４は回路部３１のブロック図である。回路部３１は、圧電素子２２に流れる電流をフィードバックすることで、圧電素子２２に印加する駆動電圧（出力電圧）を自動的に調整する。回路部３１は、電流検知部３２、調整部３３、電圧コントローラ３４および駆動回路３５を備える。電流検知部３２は、圧電素子２２に流れる電流を計測する。調整部３３は、電流検知部３２の計測結果に基づいてノズル１１の先端（以下、ノズル先端と称する）の状態を判断する。電圧コントローラ３４は、調整部３３の判断に基づいて所定パターンの電圧を出力する。電圧コントローラ３４には、電源３６から電力が供給されている。駆動回路３５は、電圧コントローラ３４が出力した電圧を昇圧して駆動電圧を生成し、その駆動電圧を圧電素子２２に印加する。なお、回路部３１は、回路基板上に電子部品を実装してなる。電流検知部３２および調整部３３は本発明の検知部に相当する。調整部３３および電圧コントローラ３４は本発明の制御部に相当する。
　なお、ノズル先端と圧電ポンプ２１（図２参照）の吸入口２７とは連通しているので、電流検知部３２および調整部３３は吸入口２７の閉塞状態を検知していることになる。また、調整部３３および電圧コントローラ３４は、検知された吸入口２７の閉塞状態に応じて圧電素子２２への出力電圧を調整していることになる。また、上記のインジケータは、検知された吸入口２７の閉塞状態を知らせることになる。
　図５は、圧電素子２２に印加される駆動電圧の振幅に対する、圧電素子２２に流れる電流の振幅を示すグラフである。各々の駆動電圧の振幅Ｖに対して、ノズル先端が閉塞されているときの電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）は、ノズル先端が開放されているときの電流の振幅Ｉо（Ｖ）と異なっている。
　そこで、調整部３３は、電流検知部３２により計測された電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）に近いとき、すなわち、所定値δ＞０に対して｜Ｉ－Ｉｃ（Ｖ）｜＜δのとき、ノズル先端が閉塞されていると判断する。調整部３３は、電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近いとき、すなわち、｜Ｉ－Ｉо（Ｖ）｜＜δのとき、ノズル先端が開放されていると判断する。電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）および電流の振幅Ｉо（Ｖ）は、必要になる度に計算されてもよいし、テーブルとして記憶されてもよい。駆動電圧の振幅Ｖは、調整部３３に保持されているが、計測により取得されてもよい。
　図５に示すように、各々の駆動電圧の振幅Ｖに対して、電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）は電流の振幅Ｉо（Ｖ）より大きい。そこで、電流の振幅Ｉと、Ｉо（Ｖ）＜Ｉｔ（Ｖ）＜Ｉｃ（Ｖ）の範囲で適宜設定される閾値Ｉｔ（Ｖ）とを比較することにより、ノズル先端の状態を判断してもよい。
　なお、圧電素子２２のインピーダンスの大きさは、圧電素子２２に流れる電流と駆動電圧との振幅比である。そうすると、調整部３３による判断には、駆動周波数（駆動電圧の周波数）における圧電素子２２のインピーダンスの大きさが用いられていると言える。また、電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）に近いとき吸引圧が高く、電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近いとき吸引圧が低いので、調整部３３は、間接的に吸引圧を検知してノズル先端の状態を判断していると言える。ここで、吸引圧は、圧電ポンプ２１（図２参照）の吸入口２７側と吐出口２６側との圧力差である。また、電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）に近いとき流量が少なく、電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近いとき流量が多いので、調整部３３は、間接的に流量を検知してノズル先端の状態を判断していると言える。ここで、流量は、圧電ポンプ２１の吸入口２７側から吐出口２６側に流れる空気量である。
　図６は、回路部３１の動作を示すフローチャートである。駆動回路３５は、駆動電圧として初期電圧を圧電素子２２に印加する（Ｓ１１）。電流検知部３２は、一定時間（例えば１秒前後）経過後（Ｓ１２）、圧電素子２２に流れる電流を計測する（Ｓ１３）。計測された電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）に近い場合、調整部３３は、ノズル先端が閉塞されている、すなわち、鼻水の吸引が失敗したと判断する（Ｓ１４：Ｙｅｓ）。この場合、駆動回路３５は、鼻水を除去するために、元の振幅より所定値だけ大きな振幅を有する駆動電圧を圧電素子２２に印加する（Ｓ１５）。なお、駆動電圧の振幅を大きくすると駆動電圧の振幅が制限値を超える場合、駆動電圧の振幅は元の振幅のまま保持される。
　電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近い場合、調整部３３は、ノズル先端が開放されていると判断する（Ｓ１４：Ｎｏ，Ｓ１６：Ｙｅｓ）。すなわち、調整部３３は、鼻水の吸引が成功した、または、鼻腔内の鼻水にノズルの先端が当たっていないと判断する。この場合、ステップＳ１１が再び行われる。電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）および電流の振幅Ｉо（Ｖ）から離れている場合、調整部３３は、吸引器１０が誤作動したと判断する（Ｓ１４：Ｎｏ，Ｓ１６：Ｎｏ）。この場合、吸引動作が終了し、インジケータにエラーが表示される。なお、電流の振幅Ｉが電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近い場合、鼻水の吸引が成功したと判断し、吸引動作を終了してもよい。
　図７（Ａ）は、低粘度の鼻水を吸引するときの駆動電圧の振幅の時間変化を示す概念図である。図７（Ｂ）は、中粘度の鼻水を吸引するときの駆動電圧の振幅の時間変化を示す概念図である。図７（Ｃ）は、高粘度の鼻水を吸引するときの駆動電圧の振幅の時間変化を示す概念図である。時間ｔｃは、鼻水の吸引が完了した時間を示している。なお、図７については、電圧調整と電流計測との時間差を考慮せずに図示している。
　図７（Ａ）に示すように、低粘度の鼻水を吸引する場合、駆動電圧の振幅が初期電圧の振幅Ｖｉｎｉのときに吸引が完了するので、駆動電圧の振幅は変化しない。図７（Ｂ）に示すように、中粘度の鼻水を吸引する場合、駆動電圧の振幅は、時間経過とともに初期電圧の振幅Ｖｉｎｉから大きくなり、吸引が完了した時に初期電圧の振幅Ｖｉｎｉに戻っている。図７（Ｃ）に示すように、高粘度の鼻水を吸引する場合、中粘度の鼻水を吸引する場合より、吸引が完了するまで時間がかかり、吸引が完了したときの駆動電圧の振幅が大きくなっている。このように、吸引器１０では、鼻水の粘度に応じて駆動電圧が自動的に調整される。
　図８（Ａ）は、従来構成の吸引器における、駆動電圧の振幅、吸引圧および流量の時間変化を示す概念図である。図８（Ｂ）は、吸引器１０における、駆動電圧の振幅、吸引圧および流量の時間変化を示す概念図である。図８では、駆動電圧の振幅、吸引圧、流量および時間は適宜規格化されている。
　従来構成の吸引器では、図８（Ａ）に示すように、駆動電圧の振幅が常に一定になっている。時間が０～４および９～１２のとき、ノズル先端が開放されているので、吸引圧は０になっている。流量は、ノズル先端が閉塞されているときに合わせて駆動電圧の振幅が調整されているので、過度に多くなっている。時間が４～９のとき、ノズル先端が閉塞されているので、吸引圧はノズル先端が開放している場合より上昇し、流量はノズル先端が開放している場合より減少している。
　吸引器１０では、図８（Ｂ）に示すように、駆動電圧の振幅が自動的に調整されている。時間が０～４および９～１２のとき、ノズル先端が開放されているので、吸引圧は０になっている。駆動電圧の振幅は小さく抑えられ、流量は適度に保たれている。時間が４～９のとき、ノズル先端が閉塞されている。これに合わせて、駆動電圧の振幅はノズル先端が開放されている場合より大きくなり、吸引圧はノズル先端が開放されている場合より上昇している。流量は、駆動電圧の振幅が大きくなるので、ノズル先端が開放している場合よりあまり減少していない。
　吸引器１０は、ノズル先端が閉塞されていると判断する度に、駆動電圧の振幅を大きくする。また、吸引器１０は、ノズル先端が開放されていると判断すると、駆動電圧の振幅を小さくする。これにより、鼻水が吸いにくい場合、駆動電圧の振幅は大きくなり、鼻水は高い吸引圧で吸引される。鼻水が吸いやすい場合、駆動電圧の振幅は中程度となり、鼻水は低い吸引圧で吸引される。鼻水の吸引が完了した場合や鼻水がない場合、駆動電圧の振幅は小さくなる。このように、吸引器１０では、ノズル先端の閉塞状態に応じて適切な吸引圧で吸引することができる。また、吸引器１０が必要最低限の駆動電圧で動作するので、動作時の消費電力を低減することができる。また、鼻水の吸引が完了した場合や鼻水がない場合、駆動電圧の振幅が小さくなり、大流量の空気が鼻腔からに吸い出されないので、人体への悪影響を小さくすることができる。
《第２の実施形態》
　本発明の第２の実施形態に係る吸引器について説明する。図９は、第２の実施形態に係る回路部４１のブロック図である。回路部４１は、電流検知部４２、電圧検知部４３、位相比較器４４、マイコン（MCU）４５および抵抗４６を備える。電流検知部４２は、抵抗値が既知である抵抗４６の両端の電圧を計測することにより、圧電素子２２に流れる電流を計測する。抵抗４６は、圧電素子２２と駆動回路３５とを接続する電圧線に挿入されている。電圧検知部４３は、圧電素子２２に印加される駆動電圧を計測する。位相比較器４４は、電流検知部４２が計測した電流と電圧検知部４３が計測した電圧との位相差θを出力する。マイコン４５は、位相比較器４４が出力した位相差θに基づいて所定パターンの電圧を駆動回路３５に出力する。
　位相比較器４４として、例えば、ＰＬＬ（PhaseLocked Loop）等で用いられる位相周波数比較器（Phase Frequency Comparator）のような回路方式のデジタル型比較器が使用される。マイコン４５として、Ｉ／Ｏ端子およびＰＷＭ出力端子を有するものが使用される。Ｉ／Ｏ端子は位相比較器４４に接続され、ＰＷＭ出力端子は駆動回路３５に接続される。
　ノズル先端が閉塞されているときにおける、圧電素子２２を流れる電流と駆動電圧との位相差θｃは、ノズル先端が開放されているときにおける、圧電素子２２を流れる電流と駆動電圧との位相差θоと異なっている。そこで、マイコン４５は、位相差θが位相差θｃに近いときノズル先端が閉塞されていると判断し、位相差θが位相差θоに近いときノズル先端が開放されていると判断する。なお、圧電素子２２のインピーダンスの位相は、圧電素子２２に流れる電流と駆動電圧との位相差であるところ、マイコン４５による判断には、駆動周波数における圧電素子２２のインピーダンスの位相が用いられていると言える。
　図１０は、回路部４１の動作を示すフローチャートである。位相比較器４４はステップＳ１２の後に位相差θを出力する（Ｓ２３）。マイコン４５は、位相差θと位相差θｃとを比較し、必要ならば位相差θと位相差θоとを比較して、ノズル先端の状態を判断する（Ｓ２４，Ｓ２６）。
　第２の実施形態では、圧電素子２２に流れる電流と駆動電圧との位相差θを計測することにより、ノズル先端の状態を検知することができる。また、位相差θの計測は温度変化の影響を受けにくいので、精度良く吸引圧を調整することができる。
《第３の実施形態》
本発明の第３の実施形態に係る吸引器について説明する。図１１は、第３の実施形態に係る回路部５１のブロック図である。回路部５１は共振周波数演算部５７を備える。共振周波数演算部５７は、電流検知部３２が計測した電流に基づいて圧電素子２２の共振周波数ｆを算出する。調整部３３は、共振周波数演算部５７が算出した共振周波数ｆに基づいてノズル先端の状態を判断する。
　圧電素子２２の共振周波数は、圧電素子２２のインピーダンスの大きさが極小となる周波数、すなわち、圧電素子２２を流れる電流の振幅が極大となる周波数である。そこで、駆動周波数を所定範囲で変化させ、各周波数で圧電素子２２を流れる電流を計測し、計測された電流の振幅が極大になる周波数を選択することにより、圧電素子２２の共振周波数を算出することができる。
　ノズル先端が閉塞されているときの圧電素子２２の共振周波数ｆｃは、ノズル先端が開放されているときの圧電素子２２の共振周波数ｆоと異なっている。そこで、調整部３３は、共振周波数ｆが共振周波数ｆｃに近いときノズル先端が閉塞されていると判断し、共振周波数ｆが共振周波数ｆоに近いときノズル先端が開放されていると判断する。
　図１２は、回路部５１の動作を示すフローチャートである。共振周波数演算部５７は、ステップＳ１２の後に共振周波数ｆを算出する（Ｓ３３）。調整部３３は、共振周波数ｆと共振周波数ｆｃとを比較し、必要ならば共振周波数ｆと共振周波数ｆоとを比較して、ノズル先端の状態を判断する（Ｓ３４，Ｓ３６）。駆動回路３５は、ノズル先端の状態に応じた駆動電圧を圧電素子２２に印加する（Ｓ１１，Ｓ１５）。この際、駆動周波数は共振周波数ｆになるように調整される。
　第３の実施形態では、圧電素子２２の共振周波数ｆを算出することにより、ノズル先端の状態を検知することができる。また、駆動周波数を圧電素子２２の共振周波数ｆに合わせることにより、駆動電圧の振幅を変化させずに、圧電素子２２の振動を大きくし、高い吸引圧を得ることができる。
　なお、上述の実施形態の吸引器は鼻水吸引器であったが、本発明の吸引器は、鼻水吸引器に限定されず、唾液や痰などの体液を吸引するものでもよい。
《第４の実施形態》
　本発明の第４の実施形態に係る陰圧閉鎖療法用の吸引器について説明する。図１３は、第４の実施形態の陰圧閉鎖療法を説明するための模式的断面図である。この陰圧閉鎖療法では、ガーゼ等のドレッシング６７により患者の創傷部Ｗが被覆される。ドレッシング６７により被覆された創傷部Ｗはフィルム６６で密閉される。チューブ６４Ａの第１端は、フィルム６６に設けられた開口部を通り、ドレッシング６７に接続される。チューブ６４Ａの第２端は貯蔵部６５に接続される。貯蔵部６５はチューブ６４Ｂを介して吸引器６０に接続される。これにより、ドレッシング６７と吸引器６０とを繋ぐ流路が形成される。
　吸引器６０は、例えば、第１の実施形態の圧電駆動部と同様の構成を含む。この圧電駆動部は、上記のように、圧電ポンプと、圧電ポンプを駆動するための回路部とを備える。この陰圧閉鎖療法では、吸引器６０によりドレッシング６７内の空気を吸引することで、ドレッシング６７内の圧力を低下させる。また、この陰圧閉鎖療法では、ドレッシング６７内に溜まった滲出液を空気とともに吸引し、その滲出液を空気から分離して貯蔵部６５に貯留する。
　図１４は、吸引器６０の動作を示すフローチャートである。吸引器６０は次のように動作する。圧電ポンプの駆動電圧を標準電圧に設定して圧電ポンプを駆動し、ドレッシング６７内の空気を吸引する（Ｓ４１）。この吸引により、ドレッシング６７内の圧力が下限値になると、圧電ポンプの吸入部（吸入口）が閉塞状態に近づく。次に、一定時間経過後（Ｓ１２）、圧電ポンプの吸入部の状態を検知する（Ｓ４３）。圧電ポンプの吸入部の状態は、例えば、第１の実施形態と同様に、圧電ポンプの圧電素子に流れる電流を計測することで検知される。圧電ポンプの吸入部が閉塞状態であることを検知した場合（Ｓ４４：Ｙｅｓ）、閉塞状態の検知が概ね可能な最低電圧まで圧電ポンプの駆動電圧を下げた後（Ｓ４５）、ステップＳ１２を再び行う。
　圧電ポンプの駆動電圧を下げると、圧電ポンプの吸引力が低下する。また、時間の経過とともに、フィルム６６と患者の皮膚やチューブ６４Ａとの間の僅かな隙間からドレッシング６７内に空気が流入する。これにより、ドレッシング６７内の圧力が上限値になると、圧電ポンプの吸入部が開放状態に近づく。また、ドレッシング６７内の空気の吸引がまだ十分でない場合、圧電ポンプの吸入部は開放状態に近いままである。そこで、圧電ポンプの吸入部が開放状態であることを検知した場合（Ｓ４４：Ｎｏ，Ｓ４６：Ｙｅｓ）、圧電ポンプを標準電圧で駆動し、ドレッシング６７内の空気を吸引する（Ｓ４１）。圧電ポンプの吸入部が閉塞状態でも開放状態でもないことを検知した場合（Ｓ４４：Ｎｏ，Ｓ４６：Ｎｏ）、誤作動したと判断し、吸引動作を終了する。
　第４の実施形態では、ドレッシング６７内の圧力が下限値になると、圧電ポンプの駆動電圧を最低電圧まで下げるので、過剰な吸引を防止できるとともに、消費電力を抑制できる。また、ドレッシング６７内の圧力が上限値になると、ドレッシング６７内の空気の吸引を再開するので、ドレッシング６７内の圧力を低圧に維持できる。
《第５の実施形態》
　本発明の第５の実施形態に係る、加圧器を用いる床ずれ防止ベッドについて説明する。図１５（Ａ）は、第５の実施形態の床ずれ防止ベッド７０の外観斜視図である。図１５（Ｂ）は、第５の実施形態の床ずれ防止ベッド７０の分解斜視図である。台７４の矩形状の上面には、エアセル７３Ａ，７３Ｂが設けられる。エアセル７３Ａ，７３Ｂは、台７４の上面の短手方向に並んで配置され、台７４の上面の長手方向に長い。エアセル７３Ａ，７３Ｂが設けられた台７４の上面には、複数の柱状のエアセル７２の側面を連結させてなるマット７１が配置される。
　エアセル７２，７３Ａ，７３Ｂは、チューブ（図示せず）を介して加圧器（図示せず）に接続される。この加圧器は、各エアセルに対応した圧電ポンプ、各圧電ポンプを駆動するための駆動回路部、および、各駆動回路部の動作のタイミングを制御する制御回路部を備える。各圧電ポンプは、例えば、第１の実施形態と同様に構成される。駆動回路部は、例えば、第１の実施形態の回路部と同様に構成される。圧電ポンプは、その吐出部（吐出口）がチューブ側を向き、その吸入部が外気側を向くように配置される。
　エアセル７２に接続されるチューブには、バルブが設けられる。これにより、必要に応じて、エアセル７２に空気が封入され、また、エアセル７２から空気が排出される。エアセル７３Ａ，７３Ｂに接続されるチューブには、バルブが設けられていない。これにより、圧電ポンプが駆動すると、エアセル７３Ａ，７３Ｂに空気が供給されてエアセル７３Ａ，７３Ｂ内が加圧される。圧電ポンプが停止すると、エアセル７３Ａ，７３Ｂから空気が排出されてエアセル７３Ａ，７３Ｂ内が減圧される。
　図１６（Ａ）は、床ずれ防止ベッド７０の側面図である。図１６（Ｂ）は、エアセル７３Ａが膨張したときの床ずれ防止ベッド７０の側面図である。床ずれ防止ベッド７０では、加圧器でエアセル７３Ａ，７３Ｂの一方を膨張させ、使用者Ｐの身体の片側を持ち上げることにより、使用者Ｐに寝返りを打たせることができる。なお、使用者に寝返りを打たせる際、エアセル７３Ａ，７３Ｂとともにエアセル７２を使用してもよい。
　図１７は、エアセル７３Ａに対応した駆動回路部の動作を示すフローチャートである。なお、エアセル７３Ｂに対応した駆動回路部も、エアセル７３Ａに対応した駆動回路部と同様に動作する。駆動回路部は次のように動作する。エアセル７３Ａに対応した圧電ポンプを初期電圧で駆動した後（Ｓ１１）、一定時間（例えば０．１秒前後）経過後（Ｓ１２）、エアセル７３Ａに対応した圧電ポンプに流れる電流を計測する（Ｓ１３）。使用者がまだ寝返りを打っていない場合、エアセル７３Ａは使用者の体重で加圧されたままである。このため、エアセル７３Ａの圧電ポンプに流れる電流は、その圧電ポンプの吐出部が閉塞されているときの電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）に近い。そこで、計測された電流の振幅が電流の振幅Ｉｃ（Ｖ）に近い場合、使用者が寝返りを打っていないと判断し（Ｓ１４：Ｙｅｓ）、エアセル７３Ａの圧電ポンプの駆動電圧を上げてエアセル７３Ａへの加圧を続ける（Ｓ１５）。
　使用者が寝返りを打った場合、使用者の身体がエアセル７３Ａから離れるので、エアセル７３Ａの圧力が大気圧に近くなる。このため、エアセル７３Ａの圧電ポンプに流れる電流は、その圧電ポンプの吐出部が開放されているときの電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近い。そこで、計測された電流の振幅が電流の振幅Ｉо（Ｖ）に近い場合（Ｓ１４：Ｎｏ，Ｓ１６：Ｙｅｓ）、使用者が寝返りを打ったと判断し、次の寝返りのタイミングまでエアセル７３Ａの圧電ポンプを停止してエアセル７３Ａへの加圧を停止する（Ｓ５７）。次の寝返りのタイミングが来ると、エアセル７３Ａの圧電ポンプを初期電圧で再度駆動する（Ｓ１１）。なお、エアセル７３Ａ，７３Ｂに対応する駆動回路部の動作のタイミングは、エアセル７３Ａ，７３Ｂが交互に加圧されるように制御回路部により制御される。
　第５の実施形態では、使用者が寝返りを打っていない場合、圧電ポンプの駆動電圧の振幅を大きくし、使用者が寝返りを打った場合、圧電ポンプが停止する。このため、圧電ポンプを最小限の出力で最小限の時間駆動するだけで、使用者に寝返りを打たせ、使用者の床ずれを防止できる。なお、第５の実施形態のステップＳ１５では、圧電ポンプの駆動電圧を上げる代わりに、圧電ポンプの駆動電圧を変化させずに維持してもよい。この場合でも、圧電ポンプの駆動電圧を上げる場合に近い効果が得られる。
１０，６０…吸引器
１１…ノズル
１２…セパレータ
１３…圧電駆動部
１４，２４…流路
１５，６５…貯蔵部
２１…圧電ポンプ（ポンプ）
２２…圧電素子
２３…構造体
２５…ポンプ室
２６…吐出口（吐出部）
２７…吸入口（吸入部）
２８…ダイヤフラム
３１，４１，５１…回路部
３２，４２…電流検知部（検知部）
３３…調整部（検知部、制御部）
３４…電圧コントローラ（制御部）
３５…駆動回路
３６…電源
４３…電圧検知部
４４…位相比較器
４５…マイコン
４６…抵抗
５７…共振周波数演算部
６４Ａ，６４Ｂ…チューブ
６６…フィルム
６７…ドレッシング
７０…床ずれ防止ベッド
７１…マット
７２，７３Ａ，３７Ｂ…エアセル
７４…台
Ｐ…使用者
Ｗ…創傷部

Claims (9)

  1. 　圧電素子で駆動し、吸入部および吐出部を有するポンプと、
    　前記吸入部または吐出部の閉塞状態を検知する検知部と、
    　前記検知部が検知した前記吸入部または吐出部の閉塞状態に応じて前記圧電素子への出力電圧を調整する制御部と、を備える、吸引器または加圧器。
  2. 　前記検知部は前記吸入部と前記吐出部との圧力差を検知する、請求項１に記載の吸引器または加圧器。
  3. 　前記検知部は前記吸入部から前記吐出部に流れる流量を検知する、請求項１に記載の吸引器または加圧器。
  4. 　前記検知部による検知には、前記圧電素子のインピーダンスが用いられる、請求項１ないし３のいずれかに記載の吸引器または加圧器。
  5. 　前記検知部による検知には、前記ポンプの駆動周波数における前記圧電素子のインピーダンスの大きさが用いられる、請求項４に記載の吸引器または加圧器。
  6. 　前記検知部による検知には、前記ポンプの駆動周波数における前記圧電素子のインピーダンスの位相が用いられる、請求項４に記載の吸引器または加圧器。
  7. 　前記検知部による検知には、前記圧電素子のインピーダンスの大きさが極小となる周波数が用いられる、請求項４に記載の吸引器または加圧器。
  8. 　前記検知部が検知した前記吸入部または吐出部の閉塞状態を知らせるインジケータを備える、請求項１ないし７のいずれかに記載の吸引器または加圧器。
  9. 　吸引対象物が鼻水である、請求項１ないし８のいずれかに記載の吸引器。
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