JP2006000131A - 医療機器 - Google Patents

Abstract

【課題】 電力消費量が比較的小さくて、電池を効率良く使用できる医療機器を提供すること。
【解決手段】 患者の呼吸によるカニューラ３内の圧力変動を、電磁弁２を経由して圧力センサ５で検出する。ＣＰＵ８は、圧力センサ５からの信号を受けて患者の吸気を検知すると、圧力センサ５およびＬＥＤ１６への電力供給を遮断すると共に、電磁弁２に駆動電力を供給する。電磁弁２への駆動電力の供給の後、この駆動電力よりも小さい保持電力を供給すると共に圧力センサ５およびＬＥＤ１６への電力供給を再開する。電磁弁２への比較的大きい駆動電力と、圧力センサ５およびＬＥＤ１６への供給電力とが重複しないので、電池の大幅な電圧降下を防止できる。
【選択図】図１

Description

本発明は、例えば、肺疾患等の患者に、呼吸に同調して酸素を供給する呼吸同調器等の医療機器に関する。

従来、この種の医療機器としては、酸素ボンベに接続される酸素供給ポートと、患者が装着するカニューラに接続されるカニューラポートと、患者の呼吸によって変動する上記カニューラ内の圧力を検出する圧力センサと、上記カニューラポートを上記酸素供給ポートまたは上記圧力センサのいずれか一方に切り換え連通する電磁弁と、上記圧力センサからの信号に基づいて、上記電磁弁の切り換えを制御する制御回路とで概略構成される在宅用の呼吸同調器がある（例えば特許文献１：特開２００１−２９４７２号公報参照）。

上記呼吸同調器は、以下のように動作する。すなわち、上記制御回路からの励磁信号で上記電磁弁のソレノイドが励磁されて、この電磁弁の弁体位置が切り換わり、上記圧力センサがカニューラに連通する。上記圧力センサは、患者の呼吸サイクルに応じた上記カニューラ内の圧力を検出する。上記制御回路は、上記圧力センサからの信号に基づいて患者の吸気開始を検知すると、上記電磁弁への励磁信号を停止してソレノイドを消磁する。これにより、上記電磁弁の弁体位置が切り換わって上記カニューラが酸素ボンベに連通され、この酸素ボンベからカニューラを経て患者に酸素が供給される。上記制御回路は、上記カニューラを酸素ボンベに連通してから所定時間が経過すると、上記電磁弁に励磁信号を出力して電磁弁を切り換えて、上記カニューラを圧力センサに連通させる。このような電磁弁の切り換えを繰り返すことによって、患者の呼吸に同調して間欠的に酸素を供給する。

この種の呼吸同調器は、定格電圧が１．５Ｖの市販の乾電池を電源に用いることにより、電池交換のし易さと、呼吸同調器の軽量化を図っている。

しかしながら、上記呼吸同調器は、上記カニューラを圧力センサに連通させる際に、上記電磁弁への励磁信号の出力を継続するので電力消費量が比較的大きくて、上記電池が比較的短時間で消耗するという問題がある。この電力消費量が比較的大きいことは、上記電磁弁への励磁信号の出力に加えて、上記圧力センサに駆動電力を供給することにも起因している。

この問題は、呼吸同調器の携帯性向上等のために、電池容量が比較的少ない例えば単２又は単３乾電池を１個だけ用いる場合に、顕著となる。
特開２００１−２９４７２号公報

そこで、本発明の課題は、電力消費量が比較的小さくて、電池を効率良く使用できる医療機器を提供することにある。

上記課題を解決するため、本発明の医療機器は、
カニューラに酸素を供給する流通路に介設された電磁弁と、
患者の呼吸位相を検知する呼吸位相センサと、
上記呼吸位相センサに電力を供給するセンサ電力供給手段と、
上記呼吸位相センサの出力に基づいて、上記電磁弁の切り換えを制御する切り換え制御手段と、
上記電磁弁に、この電磁弁の切り換え時に駆動電力を供給する一方、上記電磁弁の保持時に上記駆動電力よりも小さい保持電力を供給する電磁弁電力供給手段と、
上記呼吸位相センサに電力を供給するセンサ電力供給手段と、
上記電磁弁電力供給手段が上記電磁弁に上記駆動電力を供給しているとき、上記センサ電力供給手段による上記呼吸位相センサへの電力供給を遮断する電力遮断手段と
を備えることを特徴としている。

上記構成において、患者の呼吸位相が上記呼吸位相センサによって検知される。この呼吸位相センサは、例えば、上記患者が装着するカニューラを介して、このカニューラ内の圧力変動を検出する圧力センサが好ましい。上記切り換え制御手段は、上記呼吸位相センサからの出力信号に基づいて、上記電磁弁の切り換えを制御する。例えば、上記呼吸位相センサが、上記患者の呼吸が呼気から吸気に転じたことを検知すると、上記切り換え制御手段は、例えば閉じ状態の上記電磁弁を開き状態に切り換える。これにより、上記カニューラに、上記流通路に接続された例えば酸素源を連通させる。こうして、上記患者に、酸素を適切に供給する。

上記電磁弁電力供給手段は、上記電磁弁の切り換え時に、上記電磁弁に駆動電力を供給する。一方、上記電磁弁の切り換えが終了し、この電磁弁の開き状態を保持する保持時に、上記電磁弁に保持電力を供給する。この保持電力は、上記駆動電力よりも小さいので、この医療機器の消費電力が従来よりも少なくなる。したがって、この医療機器を電池で駆動する場合、上記電池の消耗速度を低減できて、上記電池を従来よりも長期に亘って使用できる。

また、上記呼吸位相センサはセンサ電力供給手段によって電力が供給され、この呼吸位相センサへの電力供給は、上記電磁弁電力供給手段が上記電磁弁に上記駆動電力を供給しているとき、電力遮断手段によって遮断される。これにより、上記電磁弁への比較的大きい上記駆動電力の供給と、上記呼吸位相センサへの電力供給とを同時に行うことが防止される。したがって、この医療機器の電力消費量が大幅に増大することを防止できるので、例えば電池を電源に用いた場合に、電池の過大な電圧降下が生じることを防止できる。その結果、上記電池を従来よりも長期に亘って使用できる。

なお、上記電力遮断手段は、上記呼吸位相センサのみへの電力供給を停止するのに限られず、例えば電池に関する警告や医療機器の動作状態を示すＬＥＤ等のような他の構成部品への電力供給を停止してもよい。これにより、比較的大きい上記駆動電力の供給と、上記他の構成部品への電力の供給とを同時に行うことを防止できるので、上記電池の過大な電圧降下を効果的に防止できる。

また、上記電磁弁は、閉じ状態を保持する場合に保持電力の供給を受けてもよい。

一実施形態の医療機器は、上記電磁弁電力供給手段が上記電磁弁に供給する上記保持電力は、上記駆動電力が有するデューティ比よりも小さいデューティ比を有する電力である。

上記実施形態によれば、上記電磁弁電力供給手段は、上記駆動電力が有するデューティ比よりも小さいデューティ比を有する上記保持電力を、上記電磁弁に供給する。したがって、上記電磁弁の切り換え状態を保持する際の消費電力が、従来よりも少なくなる。また、デューティ比を変えることにより、上記保持電力を上記駆動電力よりも小さくするので、この保持電力を生成する際の電力損失を低減できる。したがって、例えば電池を電源に用いた場合の上記電池の消耗量を、効果的に削減できる。

一実施形態の医療機器は、上記電磁弁電力供給手段が上記電磁弁に供給する上記保持電力は、上記駆動電力の電圧値よりも小さい電圧値の電力である。

上記実施形態によれば、上記電磁弁電力供給手段は、上記駆動電力の電圧値よりも小さい電圧値を有する上記保持電力を、上記電磁弁に供給する。したがって、上記電磁弁の切り換え状態を保持する際の消費電力が、従来よりも少なくなる。したがって、電源として電池を用いた場合の電池の消耗量を、効果的に削減できる。

なお、上記駆動電力および保持電力の電圧値とは、上記駆動電力等が交流の場合は定格電圧の値をいう。

一実施形態の医療機器は、上記電力遮断手段は、上記電磁弁電力供給手段が上記保持電力を出力してから所定期間が経過するまで、上記センサ電力供給手段による上記呼吸位相センサへの電力供給を遮断する。

上記実施形態によれば、上記電磁弁が切り換わって上記呼吸位相センサとカニューラとの連通が遮断された場合、上記電磁弁の切り換えから所定期間は、上記呼吸位相センサが検出すべき例えば圧力値が不安定になる。ここで、上記電磁弁電力供給手段が上記保持電力を出力してから所定期間が経過するまで、上記電力遮断手段は、上記センサ電力供給手段による上記呼吸位相センサへの電力供給を遮断するので、上記呼吸位相センサが、例えば不安定な圧力を検出することを防止できる。したがって、上記呼吸位相センサの検出値が不安定になることを防止できる。

以上のように、本発明の医療機器は、患者の呼吸位相が呼吸位相センサによって検知され、この呼吸位相センサからの出力信号に基づいて、切り換え制御手段で電磁弁の切り換えが制御される。電磁弁電力供給手段によって、上記電磁弁の切り換え時に上記電磁弁に駆動電力が供給される一方、上記電磁弁の保持時に上記電磁弁に保持電力が供給される。上記電磁弁電力供給手段が上記電磁弁に上記駆動電力を供給しているとき、センサ電力供給手段による上記呼吸位相センサへの電力供給が、電力遮断手段によって遮断される。これにより、上記電磁弁への比較的大きい上記駆動電力の供給と、上記呼吸位相センサへの電力供給とを同時に行うことが防止されるので、この医療機器の電力消費量が大幅に増大することを防止できて、電源としての例えば電池に過大な電圧降下が生じることを防止でき、その結果、上記電池を従来よりも長期に亘って使用できる。

以下、本発明を図示の実施の形態により詳細に説明する。

図１は、本発明の実施形態の医療機器としての呼吸同調器を示す概略図である。

この呼吸同調器は、例えば肺疾患患者の在宅治療等に用いられる呼吸同調器であり、酸素供給源としての酸素ボンベ１と、この酸素ボンベ１からの酸素を患者に供給するカニューラ３とに接続されるようになっている。この呼吸同調器は、呼吸位相センサとしての圧力センサ５を備えると共に、上記カニューラ３を上記酸素ボンベ１または上記圧力センサ５のいずれか一方に切り換え連通させる電磁弁２を備える。上記圧力センサ５および電磁弁２は、切り換え制御手段としてのＣＰＵ８に接続されている。上記圧力センサ５により、上記患者の呼気と吸気の位相の変動を検出し、この圧力センサ５からの検出信号に基づいて、上記ＣＰＵ８が電磁弁２の切り換えを制御するようになっている。また、上記ＣＰＵ８は、上記圧力センサ５に動作電力を供給するセンサ電力供給手段としても機能する。

上記圧力センサ５は、大気に連通する連通管を有し、この連通管からの大気圧と上記電磁弁２で接続されるカニューラ３内の圧力との間の差圧に基づいて、上記カニューラ３内の圧力を検出する。上記電磁弁２と圧力センサ５との間には、大気に連通する絞り６が接続されている。

上記電磁弁２は、ソレノイドで駆動される弁体を有する３ポート２位置の電磁弁であり、上記ソレノイドの消磁時に弁体がバネで付勢されて、上記カニューラ３と酸素ボンベ１との接続がオフとなるノーマリーオフ型の電磁弁である。

また、上記酸素ボンベ１と電磁弁２との間に、上記酸素ボンベからの酸素の圧力を低減する減圧弁１１と、上記酸素の流量を調整する流量調整器１２とを介設していると共に、上記カニューラ３と電磁弁２との間に、安全としてのリリーフ弁１４を接続している。

上記ＣＰＵ８は、電源のオンオフ指令を患者から受ける図示しない電源スイッチと、運転モードの指令を患者から受けるモードスイッチと、現在の運転モードの表示、電源オンの表示および吸気検知の表示等を行うＬＥＤ１６と、呼吸同調器の動作状態の通知や電池の消耗の警告を行うブザー１７とに接続されている。上記ＣＰＵ８は、上記電源スイッチのオンにより、図示しない電池からの電力供給が開始され、上記モードスイッチにより指定されたモードに従って、上記電磁弁２、圧力センサ５、ＬＥＤ１６およびブザー１７の制御を行う。

この呼吸同調器は、電源として、定格電圧が１．５Ｖの単２型乾電池を１個のみ用いる。これにより、呼吸同調器の軽量化を図って携行を容易にすると共に、電池の消耗時に容易に電池交換を行えるようにしている。

上記構成の呼吸同調器は、以下のように動作する。すなわち、上記電源スイッチの操作により呼吸同調器が起動し、上記電磁弁２を介してカニューラ３に連通している圧力センサ５によって、上記患者の呼吸によるカニューラ３内の圧力変動が検出される。この圧力センサ５の検出値から上記患者の吸気の開始を検知すると、上記ＣＰＵ８は、上記電磁弁２を切り換えて、上記酸素ボンベ１をカニューラ３に連通する。つまり、図１において、上記電磁弁２の連通モードがシンボルＳ１からシンボルＳ２に切り換わる。これにより、上記酸素ボンベ１からカニューラ３に酸素が供給されて、上記酸素が患者に吸入される。上記ＣＰＵ８は、上記酸素ボンベ１をカニューラ３に連通してから所定時間が経過すると、上記電磁弁２を切り換えて、上記カニューラ３を圧力センサ５に連通させる。つまり、図１において、上記電磁弁２の連通モードがシンボルＳ２からシンボルＳ１に切り換わる。このような電磁弁２の切り換えを繰り返すことによって、患者の呼吸に同調して間欠的に患者に酸素を供給する。

図２は、上記ＣＰＵ８で実行される処理を示すフロー図である。図２を参照して、上記ＣＰＵ８による上記電磁弁２、圧力センサ５およびＬＥＤ１６の制御を詳細に説明する。

まず、電源スイッチのオンにより起動したＣＰＵ８は（ステップＳ１）、圧力センサ５およびＬＥＤ１６への電力供給を開始してオンにする（ステップＳ２）。

上記圧力センサ５からの信号を受けて、患者の呼吸による上記カニューラ３内の圧力変動の観測を開始する（ステップＳ３）。

上記カニューラ３内の圧力と、予め定められた所定の吸気圧力との値を比較して、上記患者が呼気から吸気に転じたか否かを判断する（ステップＳ４）。このステップＳ４を、上記患者が呼気から吸気に転じるまで繰り返す。

上記カニューラ３内の圧力が上記吸気圧力を超えると、上記患者の吸気を検知したとして、ステップＳ５に移る。

ステップＳ５では、上記圧力センサ５およびＬＥＤ１６への電力供給を停止する。

この後、上記電磁弁２に駆動電力を出力して、この電磁弁２を起動する（ステップＳ６）。上記駆動電力は、上記電磁弁２のソレノイドを駆動する電圧を有する電力である。上記駆動電力の供給を受けて、上記電磁弁２の弁体がソレノイドで駆動されて、上記カニューラ３が酸素ボンベ１に連通する。これにより、上記酸素ボンベ１からカニューラ３を経由した患者への酸素供給が開始される。上記電磁弁２に駆動電力を供給するとき、上記圧力センサ５およびＬＥＤ１６への電力供給を停止しているので、呼吸同調器の消費電力が大幅に増大することがない。したがって、電池の大幅な電圧降下が防止される。このように、上記ＣＰＵ８は、電力遮断手段として機能する。

上記電磁弁２を起動してから計時を開始し、この計時時間が予め設定された所定時間を超えたか否かを判断する（ステップＳ７）。このステップＳ７を、上記計時時間が所定時間を超えるまで繰り返す。上記所定時間は、上記ソレノイドで電磁弁２の弁体を駆動するために必要かつ十分な時間である。

上記計時時間が所定時間を超えると、上記電磁弁２への出力電力を、上記駆動電力から保持電力に切り換えて、デューティ制御を開始する（ステップＳ８）。上記保持電力は、上記ソレノイドを通電保持して弁体位置を保持する電力であり、上記駆動電力が有する電圧と略同一の電圧を有する一方、所定のデューティ比を有するパルス状の電力であり、上記駆動電力よりも小さい電力である。上記デューティ比は、上記ソレノイドの特性等に応じて設定すればよい。なお、上記保持電力は、上記駆動電力に対してデューティ比を変える以外に、圧力値を低減させて駆動電力よりも小さくしてもよい。ここで、上記ＣＰＵ８は、電磁弁電力供給手段として機能する。なお、上記ＣＰＵ８の指令に基づいて、上記電磁弁２に駆動電力および保持電力を出力するアンプを電磁弁電力供給手段として備えてもよい。

この後、上記ＬＥＤ１６への電力供給を再開する（ステップＳ９）。上記電力供給を行うＬＥＤ１６は、電源オンを示すＬＥＤに加えて、ステップＳ４における吸気の検知に対応して、吸気を検知した旨を示す吸気検知ＬＥＤである。

上記デューティ制御に切り換えた時点から計時を開始し、この計時時間が予め定め設定された所定時間を超えたか否かを判断する（ステップＳ１０）。このステップＳ１０を、上記計時時間が所定時間を超えるまで繰り返す。上記所定時間は、上記患者の呼吸周期および回数に基づいて設定する。

上記計時時間が所定時間を超えると、上記電磁弁２のデューティ制御を終了し、上記ＬＥＤ１６のうちの吸気検知ＬＥＤをオフにする（ステップＳ１１）。上記電磁弁２のデューティ制御の終了により、上記電磁弁２のソレノイドへの保持電力の供給が終了して上記ソレノイドが消磁し、この電磁弁２の弁体が戻しバネによって初期位置に戻される。これにより、上記カニューラ３と酸素ボンベ１との接続がオフになって、上記カニューラ３への酸素供給が終了する。

なお、上記吸気検知ＬＥＤは、上記電磁弁２のデューティ制御のオフと同時にオフにする必要はなく、例えば、上記ステップＳ９における吸気検知ＬＥＤのオンから２００ｍｓが経過したときにオフにする等のように、患者の呼吸周期等に関わらず固定された時間の経過に伴って、オフにしてもよい。

上記ステップＳ１１に続いて、上記圧力センサ５をオンにする（ステップＳ１２）。

患者による電源スイッチへのオフ指令の有無を判断し（ステップＳ１３）、オフ指令が無い場合は、ステップＳ４に戻って一連の処理を継続する。

ステップＳ１３において、患者により電源スイッチを経てオフ指令がされた場合、電池からの電力供給を終了して、呼吸同調器の動作を終了する。

上記実施形態の呼吸同調器において、上記電磁弁２に駆動電力を供給する期間以外の全ての期間において、上記圧力センサ５に電力供給を行っている。ここで、上記圧力センサ５で検出される圧力であって、上記電磁弁２よりも圧力センサ５側の圧力は、上記電磁弁２の切り換え時に、圧力値が乱れる場合がある。

図３は、上記圧力センサ５で検出される圧力値と、上記電磁弁２の切り換え状態とを共通の時間軸を用いて示した図である。図３に示すように、患者が呼気から吸気に転じた直後の時間ｔ１において、吸気圧力が、予め定められた設定値Ｐ１に達したことが圧力センサ５で検出されると、上記ＣＰＵ８の制御により、上記電磁弁２に駆動電力が供給される。これにより、上記電磁弁２の弁体が駆動されて、カニューラ３と圧力センサ５との連通が遮断される一方、上記カニューラ３が酸素ボンベ１に接続される。上記電磁弁２の弁体が駆動されるとき、この弁体とハウジングとの間に生じる連通路を介して、上記酸素ボンベ１から圧力センサ５に酸素が流入する場合がある。この酸素の流入等に起因して、図３に示すように、圧力センサ５で検出される圧力Ｓが変動して不安定になる場合がある。なお、図３に、カニューラ３内に吸気によって実際に生じる圧力Ａの変動を、破線で重ねて示している。

そこで、他の実施形態の呼吸同調器では、上記電磁弁２に駆動電流が供給された時間ｔ１から所定の期間Ｔ１の間は、上記圧力センサ５への電力供給を停止する。これにより、上記圧力センサ５の検出値が不安定になることを防止できる。以下、上記他の実施形態の呼吸同調器について説明する。

この実施形態の呼吸同調器は、図１の実施形態の呼吸同調器と同一の構成部分を有し、ＣＰＵ８で実行される制御プログラムのみが異なる。本実施形態では、既に述べた実施形態と異なる点のみを説明する。

本実施形態の呼吸同調器において、電磁弁２に駆動電流が供給されてから所定期間Ｔ１が経過した後、上記ＣＰＵ８の制御の下、上記圧力センサ５に電力が供給される。このとき、圧力センサ５は、上記電磁弁２によりカニューラ３との連通が遮断されていて、絞り６を介して大気圧に相当する圧力を検出する。この圧力の検出値に基づいて、圧力センサ５の校正を行う。なお、上記校正は、必ずしも全ての吸気毎に行う必要はなくて、例えば１０秒おきに行ってもよい。上記校正を行わない場合は、吸気から呼気に移るまでの期間は、圧力センサ５への電力供給を停止することにより、消費電力を低減できる。

上記期間Ｔ１が経過してから更に期間Ｔ２が経過して、時刻ｔ２になると、上記電磁弁２への保持電力の供給が停止して電磁弁２が切り換えられて、上記カニューラ３が酸素ボンベ１から圧力センサ５に接続される。これにより、上記圧力センサ５によって、カニューラ３を介した患者の吸気開始時の検出が開始される。このように、上記電磁弁２は、期間Ｔ１と期間Ｔ２との合計の期間Ｔ０に亘って、上記駆動電力および保持電力が供給されるオン状態になっている。

図４は、上記実施形態の呼吸同調器において、上記ＣＰＵ８で実行される処理を示すフロー図である。図４において、図２と同一のステップには同一の参照番号を付して、図２と異なるステップのみについて説明する。

図４において、電磁弁２への供給電力を駆動電力から保持電力に切り換えて、デューティ制御に切り換えると（ステップＳ８）、圧力センサ５の校正、すなわち、オフセット値の測定が必要か否かを判断する（ステップＳ２１）。なお、この校正の要否は、前回に校正を行った時からの経過時間に基づいて判断してもよく、あるいは、圧力センサ５の検出値の平均値の変化等に基づいて判断してもよい。

上記ステップＳ２１において、圧力センサ５の校正が必要であると判断した場合、圧力センサ５およびＬＥＤ１６への電力供給を開始して、上記圧力センサ５およびＬＥＤ１６をオンにする（ステップＳ２２）。

上記圧力センサ５をオンにして、この圧力センサ５で絞り６を経由して大気圧を測定することによってオフセット測定を行い（ステップＳ２４）、この測定値に基づいて圧力センサ５の校正を行う。

その後、デューティ制御を終了して（ステップＳ２５）、電磁弁２を切り換えて、カニューラ３と酸素ボンベ１との連通を遮断する。

この後、図２の処理と同様に、患者による電源スイッチへのオフ指令の有無を判断し（ステップＳ１３）、オフ指令が無い場合は、ステップＳ４に戻って一連の処理を継続する。

上記ステップＳ２１において、圧力センサ５の校正が不要であると判断した場合、ＬＥＤ１６のみに電力供給を行って（ステップＳ２６）、所定時間が経過したか否かを判断する（ステップＳ２７）。上記所定時間が経過すると、デューティ制御を終了して電磁弁２の切り換えを行うと共に、圧力センサ５への電力供給を開始して（ステップＳ２８）、患者の呼気の測定を開始する。

続いて、上記ステップＳ１３に移って、患者による電源スイッチへのオフ指令の有無を判断する。

このように、上記電磁弁２が切り換わって上記圧力センサ５とカニューラ３との連通が遮断された場合、上記圧力センサ５による検出値が不安定になることが効果的に防止できるので、この呼吸同調器の運転を安定にできる。また、安定した検出値に基づいて、上記圧力センサ５の校正を行うことができる。

なお、上記実施形態において、上記ＣＰＵ８は、上記圧力センサ５によって吸気を検知する毎にブザー１７に駆動電力を供給して、このブザー１７を所定期間鳴動させてもよい。また、電池の電圧を測定して、この電池の電圧が所定値を下回ったときに上記ブザー１７を鳴動させて、上記電池の消耗を警告してもよい。いずれの場合においても、上記ブザー１７への電力供給を、上記電磁弁２への駆動電力の供給時以外のタイミングで行うことにより、上記電池の大幅な電圧降下を防止できる。

上記実施形態において、上記電磁弁２は、カニューラ３と酸素ボンベ１との連通を保持する際に電力供給が必要である通電保持型の電磁弁を用いたが、通電保持が不要な自己保持型の電磁弁を用いてもよい。自己保持型の電磁弁を用いた場合においても、電磁弁への駆動電力の供給時に圧力センサ５およびＬＥＤ１６等への電力供給を停止することにより、電池の大幅な電圧降下を防止して、電池寿命を従来よりも延長することができる。

また、上記実施形態において、電源として、定格電圧が１．５Ｖの単２型乾電池を１つ用いたが、用いる電池の数は２つ以上でもよい。また、単２型乾電池に限られず、定格電圧は１．５Ｖでなくてもよい。本発明は、特に、定格電圧が４Ｖ以下の電池を電源として用いる場合に、電池の消耗を効果的に防止することができる。

また、上記実施形態では、医療機器として呼吸同調器を構成したが、呼吸同調器以外の例えば酸素濃縮器等のような医療機器であってもよい。また、在宅用に限られず、電池により駆動される医療機器であれば、医療機関で使用される医療機器であってもよい。

本発明の実施形態の医療機器としての呼吸同調器を示すブロック図である。 ＣＰＵで実行される処理を示すフロー図である。 圧力センサの検出値と電磁弁の切り換え状態とを共通の時間軸を用いて示した図である。 他の実施形態の呼吸同調器のＣＰＵで実行される処理を示すフロー図である。

符号の説明

１ 酸素ボンベ
２ 電磁弁
３ カニューラ
５ 圧力センサ
６ 絞り
８ ＣＰＵ
１１ 減圧弁
１２ 流量調整器
１４ リリーフ弁
１６ ＬＥＤ
１７ ブザー

Claims (4)

1. カニューラ（３）に酸素を供給する流通路に介設された電磁弁（２）と、
   患者の呼吸位相を検知する呼吸位相センサ（５）と、
   上記呼吸位相センサ（５）の出力に基づいて、上記電磁弁（２）の切り換えを制御する切り換え制御手段（８）と、
   上記電磁弁（２）に、この電磁弁の切り換え時に駆動電力を供給する一方、上記電磁弁（２）の保持時に上記駆動電力よりも小さい保持電力を供給する電磁弁電力供給手段（８）と、
   上記呼吸位相センサに電力を供給するセンサ電力供給手段（８）と、
   上記電磁弁電力供給手段（８）が上記電磁弁（２）に上記駆動電力を供給しているとき、上記センサ電力供給手段（８）による上記呼吸位相センサ（５）への電力供給を遮断する電力遮断手段（８）と
   を備えることを特徴とする医療機器。
2. 請求項１に記載の医療機器において、
   上記電磁弁電力供給手段（８）が上記電磁弁（２）に供給する上記保持電力は、上記駆動電力が有するデューティ比よりも小さいデューティ比を有する電力であることを特徴とする医療機器。
3. 請求項１に記載の医療機器において、
   上記電磁弁電力供給手段（８）が上記電磁弁（２）に供給する上記保持電力は、上記駆動電力の電圧値よりも小さい電圧値の電力であることを特徴とする医療機器。
4. 請求項１乃至３のいずれか１つに記載の医療機器において、
   上記電力遮断手段（８）は、上記電磁弁電力供給手段（８）が上記保持電力を出力してから所定期間が経過するまで、上記センサ電力供給手段（８）による上記呼吸位相センサ（５）への電力供給を遮断することを特徴とする医療機器。

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