WO2013084918A1 - ポンプユニット、呼吸補助装置 - Google Patents

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WO2013084918A1
WO2013084918A1 PCT/JP2012/081467 JP2012081467W WO2013084918A1 WO 2013084918 A1 WO2013084918 A1 WO 2013084918A1 JP 2012081467 W JP2012081467 W JP 2012081467W WO 2013084918 A1 WO2013084918 A1 WO 2013084918A1
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nozzle
flow path
inlet
intake
pump
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PCT/JP2012/081467
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新田　一福
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株式会社メトラン
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Definitions

  • the present invention relates to a pump unit that transports fluid using a micropump, and a respiratory assistance device that uses this pump unit.
  • Respiratory aids such as ventilators are used in medical settings.
  • This breathing assistance device includes a controlled ventilation method used for patients who do not breathe spontaneously (during general anesthesia, cardiopulmonary resuscitation, and severe patients), and assists in creating positive pressure in the airways according to the patient's spontaneous breathing.
  • Ventilation method Assisted Ventilation
  • partial auxiliary ventilation Assist / Control
  • the gas supplied by the airway is vibrated at a frequency of 5 to 40 Hz, and an emergency of 1 to 2 ml / kg High frequency oscillation system that realizes a low tidal volume is adopted.
  • this respiratory assistance device is also used for patients with respiratory disorders during sleep. This respiratory disorder occurs when the airway muscles relax during sleep and the tongue base and soft palate fall, closing the airway. Even for patients with this type of respiratory disorder, creating positive pressure in the airways alleviates the symptoms.
  • a pump unit In any respiratory assistance device, a pump unit is required to create a positive pressure in the airway.
  • a blower that rotates a fan to convey gas
  • a cylinder pump that reciprocates a piston to convey gas, and the like are used.
  • this pump unit since this pump unit is relatively large, it is housed in a box-shaped housing and used beside the user. Therefore, there is a problem that it is difficult to make the respiratory assistance device compact.
  • the pump unit used in the breathing assistance device first quickly increases pressure (positive pressure) at a high flow rate during the inspiration operation (X in the figure), and then further increases the airway pressure.
  • the flow rate is kept constant while assisting intake by increasing P.
  • the pressure is quickly reduced (negative pressure) at a high flow rate Q, and when the airway pressure P decreases, the flow rate Q is gradually decreased so as not to burden the lungs.
  • This control is an example, and various control modes are actually required, but in order to perform this kind of fine control, the airway pressure P and flow rate Q can be freely adjusted using a large blower or cylinder pump. You must be able to change it. Therefore, there is a problem that it is increasingly difficult to reduce the size of the pump unit.
  • the present invention has been made in view of the above problems.
  • a pump unit capable of controlling the airway pressure P and the flow rate Q freely, and capable of realizing a significant reduction in size, and a respiratory assistance device using the pump unit are provided.
  • the purpose is to provide.
  • the pump unit that achieves the above-described object is configured such that a pump device housed in a housing allows fluid outside the housing to enter the housing through an inlet formed in the surface of the housing, and A plurality of pump bodies for discharging the introduced fluid to the outside of the housing through an outlet formed in the housing; provided at the outlet of the pump body on the upstream side; And an injection nozzle disposed at a position where a gap is formed by the peripheral edge portion of the inlet of the pump body on the downstream side and the tip portion.
  • injection port and the inlet face each other.
  • a cylindrical flow path forming member that protrudes from the surface of the housing at the peripheral edge of the inlet of the pump body on the downstream side and forms a flow path of the fluid ejected from the ejection port.
  • the said flow-path formation member has a narrowing part expanded in the direction which goes to the said injection nozzle from the said housing
  • the flow path forming member has an expanded portion that is expanded in a direction from the spray nozzle toward the housing.
  • the injection port is located in the flow path forming member.
  • the tip is passed through the inlet.
  • the spray nozzle is expanded toward the tip.
  • the pump device includes an inlet through which the fluid flows in and an outlet through which the fluid flows out, and the casing of the pump body on the upstream side includes the first inlet directly connected to the first inlet.
  • An inlet pump device, a second inlet pump device having the inlet directly connected to the second inlet, an outlet pump device having the outlet directly connected to the outlet, and the first and second inlet sides Preferably, a combined flow path forming member that forms a flow path that joins the fluids that have exited from the outlet of the pump device and sends the combined fluids to the inlet of the outlet side pump device is accommodated.
  • a respiratory assistance device that achieves the above-described object includes a flow path through which exhaled or inhaled gas passes, a nozzle that is arranged in the flow path and ejects an acceleration gas in the direction of exhaled air or inhaled, and around the flow path And the pump unit for supplying the gas for acceleration to the nozzle.
  • a venturi wall that is provided in the flow path and expands the acceleration gas ejected from the nozzle; the nozzle is disposed in the flow path and ejects the acceleration gas in the intake direction; and An expiratory nozzle that is disposed on the expiratory direction side of the inhalation nozzle in the flow path and ejects an accelerating gas in the expiratory direction, and the venturi wall extends from the inhalation nozzle in the flow path.
  • An intake venturi wall that extends toward the intake direction and expands the gas for acceleration released from the intake nozzle to make the intake direction side of the intake nozzle have a negative pressure
  • An exhalation venturi that extends in the exhalation direction from the exhalation nozzle and expands the accelerating gas discharged from the exhalation nozzle to make the exhalation direction side of the exhalation nozzle have a negative pressure.
  • the respiratory assistance device that achieves the above object includes a flow path through which exhaled or inhaled gas passes, an intake nozzle that is arranged in the flow path and ejects an accelerating gas in the inhalation direction, and the inhaled air in the flow path An expiratory nozzle that is disposed on the expiratory direction side of the nozzle, and ejects an accelerating gas in the expiratory direction; a pump unit that supplies the accelerating gas to the intake nozzle and the expiratory nozzle; and the flow path An intake venturi wall extending in the intake direction from the intake nozzle and expanding the accelerating gas discharged from the intake nozzle so that the intake direction side is more negative than the intake nozzle.
  • the accelerating gas is extended from the expiratory nozzle toward the expiratory direction, and the accelerating gas discharged from the expiratory nozzle is spread so that the expiratory direction side is more negative than the expiratory nozzle.
  • the intake venturi wall is provided in the flow path so as to sandwich the jet nozzle of the intake nozzle
  • the exhalation venturi wall is provided in the flow path so as to sandwich the jet nozzle of the exhalation nozzle.
  • the pump unit can be greatly downsized while the pressure and flow rate can be freely controlled.
  • FIG. 16B is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. 16A.
  • the pump unit 10 includes a micropump 11 and an assist mechanism 12.
  • the micropump 11 for example, the one proposed in Patent Document WO2008 / 069266 can be used.
  • the micropump 11 includes a casing 16 in which an inlet 11A and an outlet 11B are formed, and a pump that is built in the casing 16 and conveys fluid from the inlet 11A to the outlet 11B.
  • the device 32 and the power supply terminal 33 exposed to the outside of the housing 16 are provided.
  • the pump device 32 By the operation of the pump device 32, the fluid is sucked from the inflow port 11A and ejected from the outflow port 11B.
  • the pump device 32 includes a piezoelectric element 32A that is electrically connected to the power feeding terminal 33 and can be deformed by applying a voltage, and a deformation box 32B that can be deformed by the operation of the piezoelectric element.
  • the deformation box 32B has a diaphragm 32BA and a vibrating wall 32BB.
  • the diaphragm 32BA is provided in a portion of the deformation box 32B that faces the inlet 11A.
  • the vibrating wall 32BB is provided in a portion of the deformation box 32B that faces the outflow port 11B.
  • a primary blower chamber 32K is formed inside the deformation box 32B, that is, between the diaphragm 32BA and the vibration wall 32BB.
  • an opening 32BD for moving a fluid inside and outside the primary blower chamber 32K is formed at a position facing the outflow port 11B.
  • a piezoelectric element 32A is attached to the surface of the diaphragm 32BA facing the inlet 11A.
  • the fluid moves between the secondary blower chamber 32L and the primary blower chamber 32K formed by the deformation box 32B and the pump device 32.
  • the vibration wall 32BB resonates due to the movement of the fluid.
  • the fluid is sucked from the inflow port 11A by the vibration of the diaphragm 32BA and the vibration wall 32BB.
  • the fluid sucked from the inflow port 11A passes through the secondary blower chamber 32L and is discharged from the outflow port 11B.
  • the micropump 11 is suitable for a blower application for transferring a fluid and can be transferred without using a check valve.
  • the vibration frequency of the diaphragm 32BA is, for example, 1 kHz or more, and is preferably a non-audible region (for example, 18 kHz to 27 kHz). Because the frequency of the diaphragm 32BA is in an inaudible region, even if a device having the pump device 32 (for example, a respiratory assistance device) is worn on a predetermined part of the patient (particularly, a part close to the ear), the patient As a result of not being able to hear the operation sound of the pump device 32, it is not necessary to give the patient discomfort due to the operation sound.
  • a device having the pump device 32 for example, a respiratory assistance device
  • the micropump 11 includes sensor units 35 and 36.
  • the sensor unit 35 includes a pressure sensor that detects the static pressure P of the fluid at the inlet 11A and a flow sensor that detects the flow rate Q of the fluid at the inlet 11A.
  • the sensor unit 36 includes a pressure sensor that detects the static pressure P of the fluid at the outlet 11B, and a flow sensor that detects the flow rate Q of the fluid at the outlet 11B.
  • the micropump 11 is formed in a plate shape and is extremely small (for example, about 20 mm long ⁇ 20 mm wide ⁇ about 2 mm thick), but when the input sine wave is 15 Vpp (Volt peak to peak) and 26 kHz, the maximum is about 1 L / Minute fluid can be conveyed, and a maximum static pressure of 2 kPa can be obtained (see FIG. 3).
  • the inner diameter of the outlet 11B of the micropump 11 is relatively thin, for example, 2 mm or less, and preferably 1 mm or less.
  • the micropump 11 conveys the fluid by the vibration of the diaphragm 32BA by the piezoelectric element 32A, there is a limit to the volume of the fluid that can be conveyed, and the static pressure / flow rate characteristics tend to be as shown in FIG. Proportional multiplier is a negative linear function or similar).
  • the flow rate Q is 0.5 L / min.
  • the input sine wave is 10 Vpp and 20 Vpp, the amplitude of the piezoelectric element 32A changes, so that the flow rate Q and static pressure P corresponding to the input sine wave can be obtained. That is, when the input sine wave Vpp is smoothly changed, the flow rate Q and the static pressure P can be changed smoothly.
  • the flow rate Q and the static pressure P can be changed by changing the frequency of the input sine wave. That is, when the frequency of the input sine wave is changed smoothly, the flow rate Q and the static pressure P can be changed smoothly.
  • the flow rate Q and the static pressure P have upper limits depending on the capacity of the piezoelectric element 32A and the strength and durability of the components of the micropump 11. Usually used at rated Vpp and frequency.
  • the micropump 11 may have a monomorph (unimoful) structure in which one piezoelectric element 32A is bonded to the diaphragm 32BA as described above, or the two piezoelectric elements 32A are bonded to each other to increase the vibration amount. It may have a bimofull structure. What is necessary is just to employ
  • the micropump 11 can convey gas without using a check valve, it may replace with the micropump 11 and may apply the micropump provided with a check valve in an inflow port or an outflow port.
  • the assist mechanism 12 includes a pump body 12BD having an intake port 12BA for taking in fluid and a delivery port 12BB for sending out the fluid, and a cylinder attached to the delivery port 12BD and ejecting the fluid taken into the pump body 12BD.
  • the injection nozzle 12N is provided.
  • An injection port 12NA is opened at the tip 12NS of the injection nozzle 12N.
  • the pump unit 10 includes a cylindrical flow path forming cylinder 40.
  • the flow path forming cylinder 40 is for forming a path of the fluid ejected from the ejection port 12 and protrudes from the facing surface 16S of the casing 16 facing the assist mechanism 12 at the peripheral edge of the inflow port 11A. Formed as follows.
  • the injection port 12NA is located in the flow path forming cylinder 40.
  • the flow path forming cylinder 40 is formed so as to expand from the micropump 11 toward the assist mechanism 12. Note that the flow path forming cylinder 40 shown in FIG. 1 is expanded at a constant rate, but may have a shape in which the degree of expansion increases as the distance from the micropump 11 increases.
  • the assist mechanism 12 is arranged such that a gap 47 through which a fluid outside the micropump 11 can flow is formed between the distal end portion 12NS and the flow path forming cylinder 40.
  • the injection port 12NA is preferably close to the inflow port 11A. Moreover, it is preferable that the injection port 12NA faces the inflow port 11A.
  • the opening size of the injection port 12NA is smaller than that of the inflow port 11A, that is, the opening shape of the injection port 12NA falls within the range of the opening shape of the inflow port 11A (see FIG. 4).
  • the opening shape of the inflow port 11A and the injection port 12NA may be any of a circle, an ellipse, and a polygon.
  • the assist mechanism 12 may be, for example, a micropump 11 as the pump body 12BD and an injection nozzle 12N attached to the outlet 11B of the micropump 11.
  • the pump unit 10 includes a controller 50.
  • the controller 50 is electrically connected to the pump unit 12P built in the pump body 12BD, the pump device 32, and the sensor units 35 and 36.
  • the controller 50 reads a sensing signal from each sensor of the sensor units 35 and 36.
  • the controller 50 controls the pump device 32 and the pump unit 12 so that the static pressure P and the flow rate Q at the outlet 12B become predetermined.
  • the pump device 32 and the pump unit 12 can be controlled by appropriately setting the power supply conditions (voltage value, voltage frequency, etc.) in the pump device 32 and the pump unit 12.
  • the controller 50 controls based on data in which the power supply conditions in the pump device 32 and the pump unit 12 are associated with the static pressure P and the flow rate Q at the outlet 12B. May be. This data is stored, for example, in a built-in memory of the controller.
  • the pump device 32 corresponds to the pump unit 12P.
  • the pump unit 12P and the pump device 32 are operated under the control of the controller 50 (see FIG. 5).
  • the pump unit 12P and the pump device 32 are operated.
  • the fluid in the vicinity of the open end of the flow path forming cylinder 40 sequentially passes through the inlet 11A and the secondary blower chamber 32L.
  • the fluid introduced into the secondary blower chamber 32L by the operation of the pump device 32 is discharged from the outlet 11B.
  • fluid is ejected from the injection port 12NA by the operation of the pump unit 12P. Since the injection port 12NA is close to the inflow port 11A, the fluid ejected from the injection port 12NA flows through the inflow port 11A as it is to the secondary blower chamber 32L.
  • the fluid in the gap 45 formed by the peripheral portion of the injection nozzle 12N and the inlet 11A is pulled by the fluid that is ejected from the injection port 12NA and flows toward the secondary blower chamber 32L, and enters the secondary blower chamber 32L. It flows toward. Furthermore, the fluid in the gap 47 also flows toward the secondary blower chamber 32L so as to be pulled by the fluid flowing toward the secondary blower chamber 32L.
  • the gap 45 and the gap 47 can be set to a negative pressure
  • the flow rate of the fluid at the inflow port 11A can be made larger than when the micropump 11 is operated alone. Therefore, according to the pump unit 10, the flow rate of the fluid at the outlet 11 ⁇ / b> B can be made larger than when the micropump 11 is operated alone. Furthermore, by individually controlling the power supply conditions of the pump unit 12 and the micropump 32, the flow rate of the fluid at the outlet 11B can be set more finely than when the micropump 11 is operated alone.
  • the inner diameter of the outlet 11B of the micropump 11 is somewhat narrow, even if there is no backflow prevention valve, the fluid can continuously flow out from the outlet 11B by the vibration of the diaphragm 32BA.
  • the small inner diameter of the outlet 11B limits the volume of fluid that can flow out of the outlet 11B.
  • the micro pump 11 is not used alone, but the second micro pump is disposed in front of the micro pump 11 (corresponding to the micro pump 11 in FIG. 1). It is also possible to arrange a plurality of micropumps in series (corresponding to the assist mechanism 12 in FIG. 1) and then arrange a third micropump in front of the second micropump.
  • the pump unit 10 it is possible to easily increase the volume of the fluid flowing out from the outlet 11B to some extent without connecting a large number of micropumps in series.
  • the gap 47 is preferably formed in an annular shape on the outer periphery of the distal end portion 12NS.
  • the gap 47 may be formed in an arc shape or an elliptical arc shape.
  • the flow path forming cylinder 40 is formed so as to expand from the micropump 11 toward the assist mechanism 12.
  • the flow path forming cylinder 40 is substantially uniform from the micropump 11 toward the assist mechanism 12.
  • the shape may be a linear shape (see FIG. 6).
  • the flow path forming cylinder 40 protrudes from the facing surface 16 ⁇ / b> S of the housing 16 and expands toward the micropump 11 from the assist mechanism 12, and expands 40 ⁇ / b> K.
  • a throttle portion 40S which is provided continuously from the opening end of the micro pump 11 and expands from the micro pump 11 toward the assist mechanism 12.
  • the injection port 12NA is arranged in the flow path forming cylinder 40.
  • the present invention is not limited to this, and the injection port 12NA is arranged outside the flow path forming cylinder 40 as shown in FIG. Also good.
  • the opening end of the flow path forming tube 40 on the side of the injection nozzle 12N is close to the injection port 12NA.
  • the opening size of the injection port 12NA is smaller than the opening of the flow path forming cylinder 40 on the injection nozzle 12N side.
  • the fluid in the gap 47 formed by the injection nozzle 12N and the flow path forming cylinder 40 is pulled by the fluid that is injected from the injection port 12NS and flows toward the secondary blower chamber 32L, and moves toward the secondary blower chamber 32L. Flowing.
  • the pump unit 10 can make the flow rate of the fluid at the inlet 11A larger than when the micropump 11 is operated alone.
  • the pump unit 10 can make the flow rate of the fluid at the outlet 11B larger than when the micropump 11 is operated alone.
  • the injection port 12NA directly faces the opening of the flow path forming cylinder 40 on the injection nozzle 12N side.
  • a shape expanding from the micro pump 11 toward the assist mechanism 12 see FIG. 9
  • a linear shape from the micro pump 11 to the assist mechanism 12, and from the assist mechanism 12 to the micro pump 11 are shown. Any shape that expands toward (see FIG. 10) may be used.
  • a slit may be formed in the flow path forming cylinder 40.
  • the slit may be formed so as to extend in the fluid flow direction (for example, the axial direction of the channel formation cylinder 40) in the flow path forming cylinder 40, or in a direction (for example, a circumference) intersecting the fluid flow direction. (Direction) may be formed.
  • the slit formed so as to extend in the fluid flow direction is formed from one end to the other end on the micropump 11 side of the flow path forming cylinder 40, that is, from one end (micropump 11 side) to the other end (assist mechanism 12 side). May be.
  • the flow path forming cylinder 40 may be omitted.
  • the injection nozzle 12N is arranged so that the injection port 12NA is close to the inflow port 11A.
  • the opening size of the injection port 12NA is smaller than that of the inflow port 11A.
  • the injection port 12NA is made to be secondary. It may be located in the blower chamber 32L (see FIGS. 12 to 13).
  • the tip 12NS of the injection nozzle 12N may have a uniform size from the base to the injection port 12NA (see FIG. 12), or may be expanded from the base of the injection nozzle 12N toward the injection port 12NA ( (See FIG. 13).
  • the above-described flow path forming cylinder 40 may be provided.
  • the micropump 11 is used as the pump body, but a pump unit having a plurality of micropumps 11 may be used. Similarly, a pump unit having a plurality of micropumps 11 may be used as the assist mechanism 12.
  • the assist mechanism 60 includes a pump main body and an injection nozzle 68 provided in the pump main body.
  • the pump body includes micropumps 61 to 63 having the same structure as the micropump 11, a combined flow path forming member 65 that connects the micropumps 61 to 63, and a housing 67 that houses the micropumps 61 to 63 and the combined flow path forming member 65. And have.
  • the casing 67 is provided with inlets 67AX and 67AY through which fluid outside the casing 67 enters, and an outlet 67B through which fluid inside the casing 67 exits.
  • the inlet 67AX is directly connected to the inlet 61A of the micropump 61.
  • the inlet 67AY is directly connected to the inlet 62A of the micropump 62.
  • the outlet 67B is directly connected to the outlet 63B of the micropump 63.
  • the combined flow path forming member 65 includes a flow path 71 having one end directly connected to the outlet 61B of the micropump 61, a flow path 72 having one end directly connected to the outlet 62B of the micropump 62, and an inlet 63A of the micropump 63. And a joint channel 74 to which the other ends of the channels 71 to 73 are directly connected.
  • the injection nozzle 68 is provided in the vicinity of the outlet 67B of the housing 67, and has an injection port 68A provided at the tip, and a flow path 68R that communicates the outlet 67B and the injection port 68A.
  • the micropumps 61 to 62 take in the fluid from the individual inlets 67AX and 67AY, respectively, and directly output the fluid whose pressure has been increased from the outlets 61B to 62B. For this reason, the assist mechanism 60 can take in a fluid having a larger flow rate and increase it to an equivalent pressure as compared with the case where the fluid is taken in from one inlet provided in the housing 67 using one micro pump. .
  • the fluid whose pressure has been increased by the micropumps 61 to 62 is merged by the combined flow path forming member 65 and flows into the inlet 63A of the micropump 63 as it is.
  • the assist mechanism 60 can eject a fluid having a larger flow rate at a higher pressure.
  • the number of the inlets 67AX and 67AY formed in the housing 67 is not limited to two, and may be three or more. Then, the inlet formed in the housing 67 may be directly connected to the inflow port of the micropump accommodated in the housing 67.
  • the assist mechanism 80 includes a pump body and an injection nozzle 88.
  • the pump body includes micro pumps 81 to 84 having a structure similar to that of the micro pump 11, a combined flow path forming member 85 that connects the micro pumps 81 to 84, and a housing 87 that houses the micro pumps 81 to 84 and the combined flow path forming member 85.
  • the casing 87 is provided with inlets 87AX, 87AY, 87AZ through which the fluid outside the casing 87 enters, and an outlet 87B through which the fluid inside the casing 87 exits.
  • the inlet 87AX is directly connected to the inlet 81A of the micropump 81.
  • the inlet 87AY is directly connected to the inlet 82A of the micropump 82, and the inlet 87AZ is directly connected to the inlet 83A of the micropump 83.
  • the outlet 87B is directly connected to the outlet 84B of the micropump 84.
  • the injection nozzle 88 is provided in the vicinity of the outlet 87B of the casing 87, and has an injection port 88A provided at the tip, and a flow path 88R that communicates the outlet 87B and the injection port 88A.
  • the combined flow path forming member 85 includes micro pumps 91 to 92 disposed between the micro pumps 81 to 83 and the micro pump 84, a flow path 93 whose one end is directly connected to the outlet 81B of the micro pump 81, and one end of the micro pump. 82, a flow path 94 directly connected to the outlet 82B, a flow path 95 having one end directly connected to the outlet 83B of the micro pump 83, a flow path 96 having one end directly connected to the inlet 91A of the micro pump 91, and a micro end having a micro end.
  • Assist mechanism 12 including a plurality of micropumps 11 may include, for example, micropumps 11 arranged in a lattice pattern.
  • the inlet and outlet of the micropumps 11 arranged in a grid, the inlet formed in the housing, and the outlet formed in the housing are connected by a flow path forming mechanism.
  • the flow path forming mechanism branches the fluid introduced from the inlet and flows it to the micropumps 11 arranged in the row direction, and joins the fluids discharged from the micropumps 11 arranged in the row direction, and is introduced from the inlet. It is possible to transition between a series state in which fluids flow in series to the micropumps 11 arranged in the row direction.
  • the pump unit When the flow path forming mechanism is in the parallel state, the pump unit is in a state where the flow rate Q of the fluid exiting from the outlet 12 increases in preference to the static pressure P (flow rate priority transport state), and the flow path forming mechanism is in the serial state In this case, the static pressure P of the fluid exiting from the outlet 12 increases in preference to the flow rate Q (pressure priority transport state).
  • the flow path forming mechanism By switching the flow path forming mechanism between the parallel state, the serial state, and the state where the parallel state and the serial state coexist, it is possible to output a fluid having a desired static pressure P and flow rate Q. It becomes.
  • FIGS. 16A and 16B An example in which the pump unit 10 is applied to a medical respiratory assistance device 700 is shown in FIGS. 16A and 16B.
  • the respiratory assistance device 700 is disposed in the flow path 702 through which a breathing gas (that is, exhaled air or inhaled gas) passes, and can release the acceleration air in the exhalation direction and the inhalation direction, respectively.
  • a breathing gas that is, exhaled air or inhaled gas
  • an exhalation nozzle 704 an inhalation nozzle 706, a pump unit 10 disposed on the outer surface of the flow path 702 along the circumferential direction, and a battery 710 for driving the pump unit 10.
  • the exhalation nozzle 704 is arranged on the exhalation direction side of the inhalation nozzle 706, and can release acceleration air from the discharge port 704X in the exhalation direction.
  • the intake nozzle 706 can discharge acceleration air from the discharge port 706X in the intake direction.
  • the pump unit 10 supplies air for acceleration to the exhalation nozzle 704 and the inhalation nozzle 706, respectively.
  • Venturi walls 720 are disposed in the vicinity of the exhalation and inhalation nozzles 704 and 706 disposed in the flow path 702, respectively.
  • the venturi wall 720 includes an intake venturi wall 720B extending from the intake nozzle 706 toward the intake direction, and an exhalation venturi wall 720A extending from the exhalation nozzle 704 toward the exhalation direction.
  • the thickness of the intake venturi wall 720B gradually decreases from the intake nozzle 706 toward the intake direction.
  • the gas for acceleration released from the intake nozzle 706 spreads (expands) as it goes in the intake direction, and as a result, the intake direction side is more negative than the intake nozzle side 706.
  • the acceleration gas released from the exhalation nozzle 704 spreads (expands) as it proceeds in the exhalation direction.
  • the exhalation direction side is more negative than the exhalation nozzle 704 side.
  • a plurality of intake venturi walls 720B are preferably provided so as to sandwich the discharge port 706X of the intake nozzle 706.
  • exhalation venturi walls 720A are provided so as to sandwich the discharge port 704X of the exhalation nozzle 704.
  • the exhalation venturi wall 720A and the inspiration venturi wall 720B may be formed integrally.
  • one exhalation venturi wall 720A and one inspiration venturi wall 720B may be integrated to form one ridge extending from the exhalation direction side toward the inspiration direction side.
  • the battery 710 can be omitted by disposing the battery 710 at a remote location or connecting a power supply line.
  • a breathing switching valve 725 (see FIG. 16A) is disposed near the outlet 87B (see FIG. 15) of the pump unit 80.
  • the breath switching valve 725 switches between the case where the air discharged from the outlet 87B is discharged from the exhalation nozzle 704 provided in the injection nozzle 88 and the case where the air is discharged from the intake nozzle 706 provided in the injection nozzle 88.
  • FIG. 17A when air is discharged from the exhalation nozzle 704, the exhalation side becomes a negative pressure state by spreading this air by the exhalation venturi wall 720A, and carbon dioxide discharged from the inhalation side (lung side) B And flow to the exhalation side A.
  • exhalation operation can be assisted.
  • the respiratory assistance device 700 since the miniaturized pump unit 10 is directly fixed to the piping itself constituting the flow path 702, the respiratory assistance device 700 can be configured extremely compactly. Furthermore, since the flow path 702 and the pump unit 10 are integrated, even if the flow path 702 moves in conjunction with the movement of the user's body, the flow path 702 and the pump unit 10 move together. In addition, the connection between the intake nozzles 704 and 706 and the pump unit 10 is not interrupted. Therefore, the stability of the breathing assistance operation is increased and the user can easily move the body.
  • the respiratory assistance device 700 can be used continuously with an intubation tube inserted from the user's mouth toward the trachea.
  • a nasal mask 830 is used.
  • the flow path 702 can be connected to and used.
  • a case where one pump unit 10 is switched by the breath switching valve 725 and supplied to the exhalation nozzle or the intake nozzle is illustrated, but two pump units 10 are prepared, and the exhalation nozzle and the inspiration nozzle are respectively provided. You may make it connect with a nozzle.
  • pump unit and the respiratory assistance device of the present invention are not limited to the above-described embodiments, and it goes without saying that various changes can be made without departing from the scope of the present invention.
  • the pump unit of the present invention can be used for various purposes other than the respiratory assistance device.
  • the respiratory assistance apparatus of this invention can be utilized for the purpose of respiratory assistance of various living things.

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Abstract

ポンプユニット１０は、マイクロポンプ１１と、アシスト機構１２とを備える。マイクロポンプ１１は、流入口１１Ａ及び流出口１１Ｂが形成された筐体１６と、筐体１６に内蔵され、流入口１１Ａから流出口１１Ｂまで流体を搬送するポンプデバイス３２とを備える。アシスト機構１２は、流体を噴射する噴射ノズル１２Ｎを備える。噴射ノズル１２Ｎの先端部１２ＮＳには噴射口１２ＮＡが開口する。アシスト機構１２は、外部にある流体が流通可能な隙間が先端部１２ＮＳと筐体１６との間に形成されるように配される。噴射口１２ＮＡが流入口１１Ａに近接する。また、噴射口１２ＮＡは流入口１１Ａに正対する。

Description

ポンプユニット、呼吸補助装置
　本発明は、マイクロポンプを利用して流体を搬送するポンプユニット、及びこのポンプユニットを用いた呼吸補助装置に関する。
　医療現場では人工呼吸器などの呼吸補助装置が用いられる。この呼吸補助装置には、自発呼吸のない患者（全身麻酔、心肺蘇生中、重篤な患者）に用いる調節換気（Controlled　Ventilation）方式や、患者の自発呼吸に合わせて気道に陽圧を作り出す補助換気方式（Assisted　Ventilation）方式、補助換気と調節換気を組み合わせた部分的補助換気（Assist/Control）方式、気道の供給する気体を５～４０Ｈｚの頻度で振動させて、１～２ｍｌ／ｋｇの非常に少ない１回換気量を実現する高頻度振動換気（high　frequency　occilation）方式などが採用される。
　なお、この呼吸補助装置は、睡眠時の呼吸障害の患者にも利用される。この呼吸障害は、睡眠中に気道の筋肉が弛緩して舌根部や軟口蓋が下がり、気道を閉塞することによって生じる。この種の呼吸障害の患者に対しても、気道に陽圧をつくりだすことで、その症状が緩和する。
　いずれの呼吸補助装置においても、気道に陽圧を作り出すためのポンプユニットが必要となる。このポンプユニットの動力源には、ファンを回転させて気体を搬送するブロアや、ピストンを往復運動させて気体を搬送するシリンダポンプなどが使用される。
　しかしながら、従来の呼吸補助装置では、このポンプユニットが比較的大きいことから、これを箱状の筐体に収容して使用者の脇に設置して用いる。従って、呼吸補助装置のコンパクト化が難しいという問題があった。
　また、呼吸補助装置で用いるポンプユニットは、例えば図２０に示されるように、吸気動作時（図中のＸ）は、最初は高い流量で素早く昇圧（陽圧化）し、その後、更に気道内圧Ｐを高めて吸気をアシストしながら流量を一定に維持する。呼気動作時（図中のＹ）は、高い流量Ｑで素早く減圧（負圧化）し、気道内圧Ｐが低下したら流量Ｑを次第に低下させて肺に負担をかけないように制御する。この制御は一例であり、実際には様々制御モードが要求されるが、この種の細かい制御を行う為には、大きめのブロアやシリンダポンプを利用して、気道内圧Ｐと流量Ｑを自在に変更できるようにしなければならない。従って、ポンプユニットの小型化が益々難しいという問題があった。
　本発明は上記問題点に鑑みてなされたものであり、気道内圧Ｐや流量Ｑを自在に制御可能としながらも、大幅な小型化を実現できるポンプユニット及びこのポンプユニットを用いた呼吸補助装置を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するポンプユニットは、筐体に収容されたポンプデバイスにより、前記筐体の表面に形成された入口を介して前記筐体の外にある流体を前記筐体内部へ入れて、前記筐体に形成された出口を介して前記導入された流体を前記筐体の外へ出すポンプ本体を複数有してなり、上流側の前記ポンプ本体の前記出口に設けられ、噴射口を先端部に有し、下流側の前記ポンプ本体の前記入口の周縁部と前記先端部とによって隙間が形成される位置に配された噴射ノズルを備えたことを特徴とする。
　前記噴射口と前記入口とが正対することが好ましい。
　下流側の前記ポンプ本体の入口の前記周縁部にて前記筐体の表面から突設され、前記噴射口から噴射された流体の流路を形成する筒状の流路形成部材を備えたことが好ましい。また、前記流路形成部材は、前記筐体から前記噴射ノズルに向かう方向において拡開された絞り部を有することが好ましい。さらに、前記流路形成部材は、前記噴射ノズルから前記筐体に向かう方向において拡開された拡開部を有することが好ましい。加えて、前記噴射口が前記流路形成部材内に位置することが好ましい。
　前記先端部が前記入口に通されたことが好ましい。
　前記噴射ノズルは前記先端部に向かうに従い拡開されたことが好ましい。
　前記ポンプデバイスは前記流体が流入する流入口及び前記流体が流出する流出口を備え、上流側の前記ポンプ本体の前記筐体には、第１の前記入口に直結する前記流入口を有する第１入口側ポンプデバイスと、第２の前記入口に直結する前記流入口を有する第２入口側ポンプデバイスと、前記出口に直結する前記流出口を有する出口側ポンプデバイスと、前記第１～２入口側ポンプデバイスの前記流出口から出た前記流体を合流し、合流した前記流体を前記出口側ポンプデバイスの前記流入口へ送る流路を形成する合流路形成部材と、が収容されたことが好ましい。
　上記目的を達成する呼吸補助装置は、呼気又は吸気の気体が通過する流路と、前記流路内に配置されて呼気又は吸気方向に加速用の気体を噴出するノズルと、前記流路の周囲に固定され、前記ノズルに対して前記加速用の気体を供給する上記ポンプユニットとを備えたことを特徴とする。
　前記流路内に設けられ前記ノズルから噴出した前記加速用の気体を広げるベンチュリー壁を備え、前記ノズルは、前記流路内に配置され吸気方向に加速用の気体を噴出する吸気ノズルと、前記流路内の前記吸気ノズルよりも呼気方向側に配置され、前記呼気方向に加速用の気体を噴出する呼気ノズルと、を有し、前記ベンチュリー壁は、前記流路内にて前記吸気ノズルから前記吸気方向に向かって延設され、前記吸気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記吸気ノズルよりも前記吸気方向側を負圧にする吸気ベンチュリー壁と、前記流路内にて前記呼気ノズルから前記呼気方向に向かって延設され、前記呼気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記呼気ノズルよりも前記呼気方向側を負圧にする呼気ベンチュリー壁と、を有することが好ましい。
　上記目的を達成する呼吸補助装置は、呼気又は吸気の気体が通過する流路と、前記流路内に配置され吸気方向に加速用の気体を噴出する吸気ノズルと、前記流路内の前記吸気ノズルよりも呼気方向側に配置され、前記呼気方向に加速用の気体を噴出する呼気ノズルと、前記吸気ノズル及び前記呼気ノズルに対して前記加速用の気体を供給するポンプユニットと、前記流路内にて前記吸気ノズルから前記吸気方向に向かって延設され、前記吸気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記吸気ノズルよりも前記吸気方向側を負圧にする吸気ベンチュリー壁と、前記流路内にて前記呼気ノズルから前記呼気方向に向かって延設され、前記呼気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記呼気ノズルよりも前記呼気方向側を負圧にする呼気ベンチュリー壁と、を備えることを特徴とする、呼吸補助装置。
　前記吸気ベンチュリー壁は、前記吸気ノズルの噴出口を挟むようにして前記流路内に設けられ、前記呼気ベンチュリー壁は、前記呼気ノズルの噴出口を挟むようにして前記流路内に設けられたことが好ましい。
　本発明によれば、圧力や流量を自在に制御可能としながら、ポンプユニットを大幅に小型化することが可能になるという優れた効果を奏し得る。
第１のアシスト機構及び第１のマイクロポンプを備えた第１のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 マイクロポンプの概要を示す斜視図である。 マイクロポンプの圧力－流量線を示すグラフである。 二次ブロア室側からみたときの噴射ノズルの側面図である。 コントローラの概要を示す構成図である。 第２のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 第３のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 第４のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 第５のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 第６のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 第７のポンプユニットの概要を示す部分断面図である。 第８のポンプユニットにおけるマイクロポンプの入口部近傍の概要を示す断面図である。 第９のポンプユニットにおけるマイクロポンプの入口部近傍の概要を示す断面図である。 第２のアシスト機構の概要を示す断面図である。 第３のアシスト機構の概要を示す断面図である。 呼吸補助装置の概要を示す断面図である。 図１６ＡにおけるＢ－Ｂ矢視断面図である。 呼吸補助装置の制御例を示す断面図である。 呼吸補助装置の制御例を示す断面図である。 他の呼吸助装置の概要を示す断面図である。 他の呼吸補助装置の概要を示す断面図である。 一般的な呼吸補助装置における圧力及び流量の制御例を示すグラフである。
　以下、図面を参照しながら本発明の実施形態の例について詳細に説明する。
　図１に示すように、ポンプユニット１０は、マイクロポンプ１１と、アシスト機構１２とを備える。
　マイクロポンプ１１として、例えば、特許文献ＷＯ２００８／０６９２６６で提案されているものを用いることができる。図１～２に示すように、マイクロポンプ１１は、流入口１１Ａ及び流出口１１Ｂが形成された筐体１６と、筐体１６に内蔵され、流入口１１Ａから流出口１１Ｂまで流体を搬送するポンプデバイス３２と、筐体１６の外部に露出する給電用端子３３とを備え、ポンプデバイス３２の作動により、流入口１１Ａから流体を吸引して、流出口１１Ｂから流体を噴出する。
　ポンプデバイス３２は、給電用端子３３と電気的に接続され、電圧の印加により変形可能な圧電素子３２Ａと、圧電素子の作動によって変形可能な変形箱３２Ｂとを備える。変形箱３２Ｂは、ダイアフラム３２ＢＡと振動壁３２ＢＢとを有する。ダイアフラム３２ＢＡは、変形箱３２Ｂのうち流入口１１Ａに対向する部分に設けられる。振動壁３２ＢＢは、変形箱３２Ｂのうち流出口１１Ｂに対向する部分に設けられる。変形箱３２Ｂの内部、すなわち、ダイアフラム３２ＢＡと振動壁３２ＢＢとの間には、一次ブロア室３２Ｋが形成される。振動壁３２ＢＢには、一次ブロア室３２Ｋの内外で流体を移動させるための開口３２ＢＤが、流出口１１Ｂと正対する位置に形成される。ダイアフラム３２ＢＡの流入口１１Ａに対向する面には、圧電素子３２Ａが取り付けられる。
　圧電素子３２Ａによってダイアフラム３２ＢＡを振動すると、変形箱３２Ｂ及びポンプデバイス３２によって形成された二次ブロア室３２Ｌと一次ブロア室３２Ｋとの間で流体が移動する。流体の移動により、振動壁３２ＢＢが共振する。ダイアフラム３２ＢＡと振動壁３２ＢＢの振動によって、流入口１１Ａから流体が吸い込まれる。流入口１１Ａから吸い込まれた流体は、二次ブロア室３２Ｌを通過して、流出口１１Ｂから放出される。マイクロポンプ１１は、流体を搬送するブロア用途に適しており、逆止弁を用いることなく搬送できる。
　ダイアフラム３２ＢＡの振動数は、例えば、１ｋＨｚ以上であり、非可聴領域（例えば、１８ｋＨｚ以上２７ｋＨｚ以下）であることが好ましい。ダイアフラム３２ＢＡの振動数が非可聴領域であることにより、ポンプデバイス３２を有する装置（例えば、呼吸補助装置）を患者の所定の部位（特に、耳に近い部位）に着用させても、患者にはポンプデバイス３２の動作音が聞こえない結果、動作音による不快感を患者に与えずに済む。
　さらに、マイクロポンプ１１は、センサユニット３５、３６を備える。センサユニット３５は、流入口１１Ａにおける流体の静圧Ｐを検知する圧力センサと、流入口１１Ａにおける流体の流量Ｑを検知する流量センサとを有する。センサユニット３６は、流出口１１Ｂにおける流体の静圧Ｐを検知する圧力センサと、流出口１１Ｂにおける流体の流量Ｑを検知する流量センサとを有する。
　マイクロポンプ１１は、板状に形成され、極めて小さい（例えば、縦２０ｍｍ×横２０ｍｍ×厚み２ｍｍ程度）ものの、入力正弦波を１５Ｖｐｐ（Volt peak to peak）で２６ｋＨｚとした場合で、最大約１Ｌ／分の流体を搬送でき、また最大静圧２ｋＰａを得ることが出来る（図３参照）。
　また、マイクロポンプ１１の流出口１１Ｂの内径は、比較的細く、例えば、２ｍｍ以下であり、１ｍｍ以下であることが好ましい。
　マイクロポンプ１１は、圧電素子３２Ａによるダイアフラム３２ＢＡの振動で流体を搬送することから、搬送可能な流体の体積に自ずと限界があり、この静圧／流量特性も図３に示すような傾向（例えば、比例乗数が負の一次関数、またはそれに近いもの）を示す。例えば約１ｋＰａの静圧を得ようとすると、流量Ｑは０．５Ｌ／分となる。なお、入力正弦波を１０Ｖｐｐ、２０Ｖｐｐとすれば、圧電素子３２Ａの振幅が変化するので、入力正弦波に応じた流量Ｑ及び静圧Ｐを得ることができる。すなわち、入力正弦波のＶｐｐを滑らかに変化させた場合には、流量Ｑ及び静圧Ｐを滑らかに変化させることができる。あるいは、入力正弦波の周波数を変化させれば、流量Ｑ及び静圧Ｐを変化させることができる。すなわち、入力正弦波の周波数を滑らかに変化させた場合には、流量Ｑ及び静圧Ｐを滑らかに変化させることができる。ただし、流量Ｑ及び静圧Ｐには、圧電素子３２Ａの能力やマイクロポンプ１１の構成部品の強度や耐久性によって上限がある。通常は定格のＶｐｐ及び周波数で使用される。
　なお、マイクロポンプ１１は、上述したような、１つの圧電素子３２Ａをダイアフラム３２ＢＡに貼り付けたモノモルフ（ユニモフル）構造を有するものでもよいし、２つの圧電素子３２Ａを互いに貼り合わせて振動量を増やすバイモフル構造を有するものでもよい。マイクロポンプ１１の構造は、流体の搬送等、目的に応じて最適なものを採用すれば良い。なお、マイクロポンプ１１は、逆止弁を用いることなく気体を搬送できるが、マイクロポンプ１１に代えて、流入口又は流出口に逆止弁を備えるマイクロポンプを適用しても良い。
　図１に戻って、アシスト機構１２は、流体を取り込む取り込み口１２ＢＡ及び流体を送り出す送り出し口１２ＢＢを備えたポンプ本体１２ＢＤと、送り出し口１２ＢＤに取り付けられポンプ本体１２ＢＤに取り込まれた流体を噴射する円筒状の噴射ノズル１２Ｎと、を備える。噴射ノズル１２Ｎの先端部１２ＮＳには噴射口１２ＮＡが開口する。　
　さらにポンプユニット１０は円筒状の流路形成筒４０を備える。流路形成筒４０は、噴射口１２から噴射された流体の経路を形成するためのものであり、流入口１１Ａの周縁部において、アシスト機構１２と対向する筐体１６の対向面１６Ｓから突出するように形成される。
　噴射口１２ＮＡは流路形成筒４０内に位置する。流路形成筒４０は、マイクロポンプ１１からアシスト機構１２に向かって拡開するように形成される。なお、図１に示された流路形成筒４０は、一定の割合で拡開しているが、マイクロポンプ１１から離れるにしたがって拡開の度合いが大きくなる形状であってもよい。
　アシスト機構１２は、マイクロポンプ１１の外部にある流体が流通可能な隙間４７が先端部１２ＮＳと流路形成筒４０との間に形成されるように配される。噴射口１２ＮＡが流入口１１Ａに近接することが好ましい。また、噴射口１２ＮＡは流入口１１Ａに正対することが好ましい。噴射口１２ＮＡの開口サイズは流入口１１Ａに比べて小さい、すなわち、噴射口１２ＮＡの開口形状は流入口１１Ａの開口形状の範囲内に収まる（図４参照）。流入口１１Ａ及び噴射口１２ＮＡの開口形状は、円形、楕円形、多角形などいずれでもよい。
　アシスト機構１２としては、例えば、ポンプ本体１２ＢＤとしてのマイクロポンプ１１と、マイクロポンプ１１の出口１１Ｂに取り付けられた噴射ノズル１２Ｎであってもよい。
　図５に示すように、ポンプユニット１０は、コントローラ５０を備える。コントローラ５０は、ポンプ本体１２ＢＤに内蔵されたポンプ部１２Ｐと、ポンプデバイス３２と各センサユニット３５、３６と電気的に接続する。コントローラ５０は、センサユニット３５、３６の各センサからセンシング信号を読み取る。さらに、コントローラ５０は、出口１２Ｂにおける静圧Ｐ及び流量Ｑが所定のものとなるように、ポンプデバイス３２やポンプ部１２を制御する。ポンプデバイス３２やポンプ部１２における給電条件（電圧値や電圧周波数など）を適宜設定することにより、ポンプデバイス３２やポンプ部１２を制御することができる。なお、センサユニット３５、３６を省略する場合には、コントローラ５０は、ポンプデバイス３２やポンプ部１２における給電条件と出口１２Ｂにおける静圧Ｐ及び流量Ｑとを対応付けたデータに基づいて、制御してもよい。このデータは、例えば、コントローラの内蔵メモリに格納される。
　なお、マイクロポンプ１１をポンプ本体１２ＢＤとして用いる場合、ポンプデバイス３２がポンプ部１２Ｐに相当する。
　次に、ポンプユニット１０の動作について説明する。コントローラ５０（図５参照）の制御の下、ポンプ部１２Ｐ及びポンプデバイス３２が運転する。図１に示すように、ポンプデバイス３２の運転により、流路形成筒４０の開口端近傍にある流体は流入口１１Ａ、二次ブロア室３２Ｌを順次通過する。ポンプデバイス３２の運転により、二次ブロア室３２Ｌへ導入された流体は、流出口１１Ｂから放出される。
　また、ポンプ部１２Ｐの運転により、噴射口１２ＮＡから流体が噴出する。噴射口１２ＮＡが流入口１１Ａに近接するため、噴射口１２ＮＡから噴出した流体は、そのまま流入口１１Ａを通って、二次ブロア室３２Ｌへ流れる。噴射ノズル１２Ｎ及び流入口１１Ａの周縁部によって形成された隙間４５にある流体は、噴射口１２ＮＡから噴出し二次ブロア室３２Ｌに向かって流れる流体に引っ張られるようにして、二次ブロア室３２Ｌに向かって流れる。さらに、隙間４７にある流体も、二次ブロア室３２Ｌに向かって流れる流体に引っ張られるようにして、二次ブロア室３２Ｌに向かって流れる。この結果、隙間４５や隙間４７を負圧にすることができるため、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流入口１１Ａにおける流体の流量をより大きなものにすることができる。したがって、ポンプユニット１０によれば、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流出口１１Ｂにおける流体の流量をより大きなものにすることができる。さらに、ポンプ部１２やマイクロポンプ３２の給電条件を個別に制御することにより、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流出口１１Ｂにおける流体の流量をより細かく設定することができる。
　前述のとおり、マイクロポンプ１１の流出口１１Ｂの内径がある程度細いため、逆流防止弁がなくとも、ダイアフラム３２ＢＡの振動により、流出口１１Ｂから流体を連続して流出することができる。ところが、流出口１１Ｂの内径の細さは、流出口１１Ｂから流出可能な流体の体積を制限する。このため、流出する流体の体積をある程度大きなものとする場合には、マイクロポンプ１１を単独で用いるのではなく、マイクロポンプ１１（図１のマイクロポンプ１１に相当）の手前に第２のマイクロポンプ（図１のアシスト機構１２に相当）を並べ、そして第２のマイクロポンプの手前に第３のマイクロポンプを並べ・・・と、複数のマイクロポンプを直列的に接続させることも可能であるが、多数（例えば、３つ以上の）のマイクロポンプを直列に接続させることが困難な場合もある。ポンプユニット１０によれば、多数のマイクロポンプを直列に接続させなくとも、流出口１１Ｂから流出する流体の体積をある程度大きなものにすることが容易に実現できる。
　隙間４７は、先端部１２ＮＳの外周において、環状に形成されることが好ましい。なお、隙間４７は、円弧状や楕円弧状に形成されてもよい。
　上記実施形態では、流路形成筒４０をマイクロポンプ１１からアシスト機構１２に向かって拡開するように形成したが、流路形成筒４０をマイクロポンプ１１からアシスト機構１２に向かうまでほぼ一様の形状、すなわち直線状に形状してもよい（図６参照）。
　また、流路形成筒４０は、図７に示すように、筐体１６の対向面１６Ｓから突設されアシスト機構１２からマイクロポンプ１１に向かって拡開する拡開部４０Ｋと、拡開部４０Ｋの開口端から連設されマイクロポンプ１１からアシスト機構１２に向かって拡開する絞り部４０Ｓとを有していてもよい。また、絞り部４０Ｓと拡開部４０Ｋとの間に、マイクロポンプ１１からアシスト機構１２まで直線状の直流部４０Ｄを有していてもよい（図８参照）。さらに、図７～８に示す流路形成筒４０では、噴射口１２ＮＡの位置を絞り部４０Ｓに設定することが好ましい。これにより、流入口１１Ａにおける流体の流量をより大きなものにすることができる。
　上記実施形態では、噴射口１２ＮＡを流路形成筒４０内に配したが、本発明はこれに限られず、図９に示すように、噴射口１２ＮＡを流路形成筒４０の外に配してもよい。流路形成筒４０の噴射ノズル１２Ｎ側の開口端は噴射口１２ＮＡに近接する。噴射口１２ＮＡの開口サイズは、流路形成筒４０の噴射ノズル１２Ｎ側の開口に比べて小さい。噴射ノズル１２Ｎ及び流路形成筒４０によって形成された隙間４７にある流体は、噴射口１２ＮＳから噴射し二次ブロア室３２Ｌに向かって流れる流体に引っ張られるようにして、二次ブロア室３２Ｌに向かって流れる。このようにして、ポンプユニット１０は、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流入口１１Ａにおける流体の流量をより大きなものにすることができる。この結果、ポンプユニット１０は、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流出口１１Ｂにおける流体の流量をより大きなものにすることができる。
　なお、噴射口１２ＮＡは、流路形成筒４０の噴射ノズル１２Ｎ側の開口と正対することが好ましい。流路形成筒４０の形状としては、マイクロポンプ１１からアシスト機構１２に向かって拡開する形状（図９参照）、マイクロポンプ１１からアシスト機構１２まで直線状の形状、アシスト機構１２からマイクロポンプ１１に向かって拡開する形状（図１０参照）のいずれでもよい。
　流路形成筒４０には、スリットが形成されていてもよい。スリットは、流路形成筒４０における流体の流れ方向（例えば、流路形成筒４０の軸方向）に延びるように形成されていてもよいし、当該流体の流れ方向と交差する方向（例えば、周方向）に延びるように形成されていてもよい。流体の流れ方向に延びるように形成されたスリットは、流路形成筒４０のマイクロポンプ１１側の一端から他端まで、すなわち一端（マイクロポンプ１１側）から他端（アシスト機構１２側）まで形成されていてもよい。
　図１１に示すように、流路形成筒４０を省略してもよい。この場合には、噴射口１２ＮＡが流入口１１Ａに近接するように噴射ノズル１２Ｎを配する。噴射口１２ＮＡの開口サイズは流入口１１Ａに比べて小さい。また、噴射口１２ＮＡは、流入口１１Ａと正対することが好ましい。
　また、噴射口１２ＮＡから噴射した流体によって噴射ノズル１２Ｎ及び入口１１の周縁部によって形成された隙間４７にある流体が二次ブロア室３２Ｌに向かって引っ張られる程度であれば、噴射口１２ＮＡを二次ブロア室３２Ｌに位置させてもよい（図１２～１３参照）。噴射ノズル１２Ｎの先端部１２ＮＳは、基部から噴射口１２ＮＡまで一様の大きさでもよいし（図１２参照）、噴射ノズル１２Ｎの基部から噴射口１２ＮＡに向かうにしたがって拡開されていてもよい（図１３参照）。なお、図１２～１３に示すポンプユニット１０において、前述した流路形成筒４０を設けてもよい。
　上記実施形態ではポンプ本体としてマイクロポンプ１１を用いたが、複数のマイクロポンプ１１を有するポンプユニットを用いてもよい。同様に、アシスト機構１２として、複数のマイクロポンプ１１を有するポンプユニットを用いてもよい。
　複数のマイクロポンプ１１を有するアシスト機構１２の別の形態として、つぎのようなものもある。
　図１４に示すように、アシスト機構６０は、ポンプ本体と、ポンプ本体に設けられた噴射ノズル６８とを備える。ポンプ本体は、マイクロポンプ１１と同様の構造のマイクロポンプ６１～６３と、マイクロポンプ６１～６３をつなぐ合流路形成部材６５と、マイクロポンプ６１～６３及び合流路形成部材６５を収容する筐体６７とを有する。筐体６７には、筐体６７の外にある流体が内部へ入る入口６７ＡＸ、６７ＡＹと、筐体６７の内部にある流体が外部へ出る出口６７Ｂと、が設けられる。入口６７ＡＸは、マイクロポンプ６１の流入口６１Ａと直結する。入口６７ＡＹは、マイクロポンプ６２の流入口６２Ａと直結する。また、出口６７Ｂは、マイクロポンプ６３の流出口６３Ｂと直結する。合流路形成部材６５は、片端がマイクロポンプ６１の流出口６１Ｂに直結する流路７１と、片端がマイクロポンプ６２の流出口６２Ｂに直結する流路７２と、片端がマイクロポンプ６３の流入口６３Ａに直結する流路７３と、各流路７１～７３の他端が直結する合流路７４とを有する。
　噴射ノズル６８は、筐体６７の出口６７Ｂ近傍に設けられ、先端部に設けられた噴射口６８Ａと、出口６７Ｂ及び噴射口６８Ａを連通する流路６８Ｒとを有する。
　次に、アシスト機構６０の動作について説明する。マイクロポンプ６１～６２は、それぞれ、個別の入口６７ＡＸ、６７ＡＹから流体を取り込み、圧力が増大された流体をそのまま流出口６１Ｂ～６２Ｂから出す。このため、アシスト機構６０は，１つのマイクロポンプを用いて筐体６７に設けられた１つの入口から流体を取り込む場合に比べ、より大きな流量の流体を取り込み、同等の圧力まで増大させることができる。合流路形成部材６５により、マイクロポンプ６１～６２によって圧力が増大された流体は合流し、そのまま、マイクロポンプ６３の流入口６３Ａに流入する。ここで、マイクロポンプ６１～６２から出る際の流体は、圧力が増大されているため、個別の入口６７から取り込まれる際に比べて体積が小さい。したがって、合流路形成部材６５を介して、マイクロポンプ６３の流入口６３Ａに流入する流体の流量は、筐体６７に設けられた入口から直接マイクロポンプ６３に取り込んだ場合に比べ、大きい。マイクロポンプ６３の流入口６３Ａに流入した流体は、マイクロポンプ６３によってさらに圧力が増大する。このようにして、アシスト機構６０は、より大きな流量の流体をより高い圧力で噴射することができる。そして、アシスト機構６０を用いて、図１等に示すようなマイクロポンプ１１の流入口１１Ａに流体を送り込むことにより、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流出口１１Ｂにおける流体の静圧Ｐ及び流量Ｑをより大きなものにすることができる。
　なお、筐体６７に形成される入口６７ＡＸ、６７ＡＹは、２つに限らず、３つ以上でもよい。そして、筐体６７に形成された入口を、筐体６７に収容されるマイクロポンプの流入口に直結させればよい。
　また、マイクロポンプ６１～６２及びマイクロポンプ６３との間に、マイクロポンプを設けてもよい。例えば、図１５に示すように、アシスト機構８０は、ポンプ本体と、噴射ノズル８８とを有する。ポンプ本体は、マイクロポンプ１１と同様の構造のマイクロポンプ８１～８４と、マイクロポンプ８１～８４をつなぐ合流路形成部材８５と、マイクロポンプ８１～８４及び合流路形成部材８５を収容する筐体８７とを有する。筐体８７には、筐体８７の外にある流体が内部へ入る入口８７ＡＸ、８７ＡＹ、８７ＡＺと、筐体８７の内部にある流体が外部へ出る出口８７Ｂと、が設けられる。入口８７ＡＸは、マイクロポンプ８１の流入口８１Ａと直結する。同様にして、入口８７ＡＹはマイクロポンプ８２の流入口８２Ａと直結し、入口８７ＡＺはマイクロポンプ８３の流入口８３Ａと直結する。また、出口８７Ｂは、マイクロポンプ８４の流出口８４Ｂと直結する。噴射ノズル８８は、筐体８７の出口８７Ｂ近傍に設けられ、先端部に設けられた噴射口８８Ａと、出口８７Ｂ及び噴射口８８Ａを連通する流路８８Ｒとを有する。
　合流路形成部材８５は、マイクロポンプ８１～８３及びマイクロポンプ８４の間に配されたマイクロポンプ９１～９２と、片端がマイクロポンプ８１の流出口８１Ｂに直結する流路９３と、片端がマイクロポンプ８２の流出口８２Ｂに直結する流路９４と、片端がマイクロポンプ８３の流出口８３Ｂに直結する流路９５と、片端がマイクロポンプ９１の流入口９１Ａに直結する流路９６と、片端がマイクロポンプ９２の流入口９２Ａに直結する流路９７と、各流路９３～９７の他端が直結する第１合流路９８と、片端がマイクロポンプ９１の流出口９１Ｂに直結する流路１０１と、片端がマイクロポンプ９２の流出口９２Ｂに直結する流路１０２と、片端がマイクロポンプ８４の流入口８４Ａに直結する流路１０３と、各流路１０１～１０３の他端が直結する第２合流路１０５と、を有する。
　そして、アシスト機構８０を用いて、図１等に示すようなマイクロポンプ１１の流入口１１Ａに流体を送り込むことにより、マイクロポンプ１１を単独で運転する場合に比べ、流出口１１Ｂにおける流体の静圧Ｐ及び流量Ｑをより大きなものにすることができる。
　複数のマイクロポンプ１１からなるアシスト機構１２は、例えば、格子状に並べられたマイクロポンプ１１を備えていてもよい。格子状に並べられたマイクロポンプ１１の流入口及び流出口と、筐体に形成された入口と、筐体に形成された出口とは、流路形成機構によってつながっている。流路形成機構は、入口から導入された流体を分岐して行方向に並ぶマイクロポンプ１１へ流し、当該行方向に並ぶマイクロポンプ１１から出た流体を合流させる並列状態と、入口から導入された流体を列方向に並ぶマイクロポンプ１１へ直列的に流す直列状態との間で遷移自在である。流路形成機構が並列状態である場合、ポンプユニットは出口１２から出る流体の流量Ｑが静圧Ｐに優先して増大する状態（流量優先搬送状態）となり、流路形成機構が直列状態である場合、出口１２から出る流体の静圧Ｐが流量Ｑに優先して増大する状態（圧力優先搬送状態）となる。このように、流路形成機構を、並列状態と、直列状態と、並列状態及び直列状態が併存する状態との間で切り替えることにより、所望の静圧Ｐ及び流量Ｑの流体を出すことが可能となる。
　ポンプユニット１０を、医療用の呼吸補助装置７００に適用した例を図１６Ａ及び図１６Ｂに示す。この呼吸補助装置７００は、呼吸用の気体（すなわち、呼気または吸気）が通過する流路７０２と、この流路７０２内に配置されて、呼気方向及び吸気方向にそれぞれ加速用の空気を放出可能な呼気ノズル７０４及び吸気ノズル７０６と、流路７０２の外表面に周方向に沿って配置されるポンプユニット１０と、ポンプユニット１０を駆動するバッテリ７１０を備える。呼気ノズル７０４は、吸気ノズル７０６よりも呼気方向側に配され、放出口７０４Ｘから呼気方向へ加速用の空気を放出可能である。吸気ノズル７０６は、放出口７０６Ｘから吸気方向へ加速用の空気を放出可能である。ポンプユニット１０は、呼気ノズル７０４及び吸気ノズル７０６に対し、それぞれ加速用の空気を供給する。流路７０２内に配置される呼気及び吸気ノズル７０４、７０６の近傍には、それぞれ、ベンチュリー壁７２０が配置される。ベンチュリー壁７２０は、吸気ノズル７０６から吸気方向に向かって延設される吸気ベンチュリー壁７２０Ｂと、呼気ノズル７０４から呼気方向に向かって延設される呼気ベンチュリー壁７２０Ａと、を備える。吸気ベンチュリー壁７２０Ｂの厚みは、吸気ノズル７０６から吸気方向に向かって次第に薄くなる。このような吸気ベンチュリー壁７２０Ｂにより、吸気ノズル７０６から放出された加速用の気体は、吸気方向に向かうにしたがって広がる（膨張する）結果、吸気ノズル側７０６よりも吸気方向側が負圧となる。同様に、呼気ベンチュリー壁７２０Ａの厚みは、呼気ノズル７０４から呼気方向に向かって次第に薄くなるため、呼気ノズル７０４から放出された加速用の気体は、呼気方向に向かうにしたがって広がる（膨張する）結果、呼気ノズル７０４側よりも呼気方向側が負圧となる。また、吸気ベンチュリー壁７２０Ｂは、吸気ノズル７０６の放出口７０６Ｘを挟むように複数設けられることが好ましい。同様に、呼気ベンチュリー壁７２０Ａは、呼気ノズル７０４の放出口７０４Ｘを挟むように複数設けられることが好ましい。また、呼気ベンチュリー壁７２０Ａと吸気ベンチュリー壁７２０Ｂとは一体に形成していてもよい。そして、１つの呼気ベンチュリー壁７２０Ａと１つの吸気ベンチュリー壁７２０Ｂとは、一体となって、呼気方向側から吸気方向側に向かって延びる一本の突条体を形成してもよい。なお、バッテリ７１０については、離れた場所に配置したり、電源ラインを接続することで省略したりすることもできる。
　更にポンプユニット８０の出口８７Ｂ（図１５参照）近傍には、呼吸切替弁７２５（図１６Ａ参照）が配置される。この呼吸切替弁７２５は、出口８７Ｂから吐出される空気を、噴射ノズル８８に設けられた呼気ノズル７０４から放出させる場合と、噴射ノズル８８に設けられた吸気ノズル７０６から放出させる場合を切り換える。図１７Ａに示されるように、呼気ノズル７０４から空気を放出させる場合は、この空気が呼気ベンチュリー壁７２０Ａによって広がることで呼気側が負圧状態となり、吸気側（肺側）Ｂから排出される二酸化炭素を呼び込んで、呼気側Ａに流す。結果、呼気動作を補助することができる。一方、図１７Ｂに示されるように、吸気ノズル７０６から空気を放出させる場合は、この空気が吸気ベンチュリー壁７２０Ｂによって広がることで吸気側Ｂが負圧状態となり、吸気側Ｂから供給される酸素を吸い込んで吸気側（肺側）Ｂに流れる。結果、吸気動作を補助することができる。
　この呼吸補助装置７００によれば、流路７０２を構成する配管自体に、小型化されたポンプユニット１０が直接固定されるので、呼吸補助装置７００を極めてコンパクトに構成することが出来る。更に、流路７０２とポンプユニット１０とが一体化されるので、使用者の体の動作に連動して流路７０２が動いても、この流路７０２とポンプユニット１０が一緒に動くので、呼気及び吸気ノズル７０４、７０６と、ポンプユニット１０の接続が途切れないで済む。従って、呼吸補助動作の安定性が増すと同時に、使用者も体を動かしやすくなる。
　更に、ポンプユニット１０から呼気及び吸気ノズル７０４、７０６までの距離が短くなるので、呼吸補助動作の応答性を高めることが出来る。
　なお、この呼吸補助装置７００は、使用者の口から気管に向かって挿入される挿管チューブと連続するようにして、用いることが可能であるが、例えば図１８に示されるように、鼻マスク８３０に対して流路７０２を接続して用いることもできる。更に、鼻マスクに適用する場合は、例えば図１９に示される呼吸補助装置８００のように、鼻マスク８３０の外周面にポンプユニット１０を直接固定することが好ましく、全体の安定性が増す。また、ここでは、１台のポンプユニット１０を呼吸切替弁７２５で切り換えて、呼気ノズル又は吸気ノズルに供給する場合を例示したが、２台のポンプユニット１０を用意して、それぞれ呼気ノズル、吸気ノズルに接続するようにしても良い。
　尚、本発明のポンプユニット及び呼吸補助装置は、上記した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲内において種々変更を加え得ることは勿論である。
　本発明のポンプユニットは、呼吸補助装置以外の様々な用途に用いることが出来る。また、本発明の呼吸補助装置は、様々な生物の呼吸補助目的で利用することができる。

Claims (13)

  1. 　筐体に収容されたポンプデバイスにより、前記筐体の表面に形成された入口を介して前記筐体の外にある流体を前記筐体内部へ入れて、前記筐体に形成された出口を介して前記導入された流体を前記筐体の外へ出すポンプ本体を複数有してなり、
    　上流側の前記ポンプ本体の前記出口に設けられ、噴射口を先端部に有し、下流側の前記ポンプ本体の前記入口の周縁部と前記先端部とによって隙間が形成される位置に配された噴射ノズルを備えたことを特徴とするポンプユニット。
  2. 　前記噴射口と前記入口とが正対することを特徴とする請求項１記載のポンプユニット。
  3. 　下流側の前記ポンプ本体の入口の前記周縁部にて前記筐体の表面から突設され、前記噴射口から噴射された流体の流路を形成する筒状の流路形成部材を備えたことを特徴とする請求項１～２記載のポンプユニット。
  4. 　前記流路形成部材は、前記筐体から前記噴射ノズルに向かう方向において拡開された絞り部を有することを特徴とする請求項３記載のポンプユニット。
  5. 　前記流路形成部材は、前記噴射ノズルから前記筐体に向かう方向において拡開された拡開部を有することを特徴とする請求項３～４記載のポンプユニット。
  6. 　前記噴射口が前記流路形成部材内に位置することを特徴とする請求項３～５いずれか記載のポンプユニット。
  7. 　前記先端部が前記入口に通されたことを特徴とする請求項１記載のポンプユニット。
  8. 　前記噴射ノズルは前記先端部に向かうに従い拡開されたことを特徴とする請求項１～７いずれか記載のポンプユニット。
  9. 　前記ポンプデバイスは前記流体が流入する流入口及び前記流体が流出する流出口を備え、
    　上流側の前記ポンプ本体の前記筐体には、
    　第１の前記入口に直結する前記流入口を有する第１入口側ポンプデバイスと、
    　第２の前記入口に直結する前記流入口を有する第２入口側ポンプデバイスと、
    　前記出口に直結する前記流出口を有する出口側ポンプデバイスと、
    　前記第１～２入口側ポンプデバイスの前記流出口から出た前記流体を合流し、合流した前記流体を前記出口側ポンプデバイスの前記流入口へ送る流路を形成する合流路形成部材と、
    が収容されたことを特徴とする請求項１～８いずれか記載のポンプユニット。
  10. 　呼気又は吸気の気体が通過する流路と、
    　前記流路内に配置されて呼気又は吸気方向に加速用の気体を噴出するノズルと、
    　前記流路の周囲に固定され、前記ノズルに対して前記加速用の気体を供給する請求項１～９いずれか記載のポンプユニットと
    を備えたことを特徴とする呼吸補助装置。
  11. 　前記流路内に設けられ前記ノズルから噴出した前記加速用の気体を広げるベンチュリー壁を備え、
    　前記ノズルは、
    　前記流路内に配置され吸気方向に加速用の気体を噴出する吸気ノズルと、
    　前記流路内の前記吸気ノズルよりも呼気方向側に配置され、前記呼気方向に加速用の気体を噴出する呼気ノズルと、を有し、
    　前記ベンチュリー壁は、
    　前記流路内にて前記吸気ノズルから前記吸気方向に向かって延設され、前記吸気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記吸気ノズルよりも前記吸気方向側を負圧にする吸気ベンチュリー壁と、
    　前記流路内にて前記呼気ノズルから前記呼気方向に向かって延設され、前記呼気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記呼気ノズルよりも前記呼気方向側を負圧にする呼気ベンチュリー壁と、を有することを特徴とする請求項１０記載の呼吸補助装置。
  12. 　呼気又は吸気の気体が通過する流路と、
    　前記流路内に配置され吸気方向に加速用の気体を噴出する吸気ノズルと、
    　前記流路内の前記吸気ノズルよりも呼気方向側に配置され、前記呼気方向に加速用の気体を噴出する呼気ノズルと、
    　前記吸気ノズル及び前記呼気ノズルに対して前記加速用の気体を供給するポンプユニットと、
    　前記流路内にて前記吸気ノズルから前記吸気方向に向かって延設され、前記吸気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記吸気ノズルよりも前記吸気方向側を負圧にする吸気ベンチュリー壁と、
    　前記流路内にて前記呼気ノズルから前記呼気方向に向かって延設され、前記呼気ノズルから放出された前記加速用の気体を広げて前記呼気ノズルよりも前記呼気方向側を負圧にする呼気ベンチュリー壁と、
    を備えることを特徴とする、呼吸補助装置。
  13. 　前記吸気ベンチュリー壁は、前記吸気ノズルの噴出口を挟むようにして前記流路内に設けられ、
    　前記呼気ベンチュリー壁は、前記呼気ノズルの噴出口を挟むようにして前記流路内に設けられたことを特徴とする、請求項１１または１２記載の呼吸補助装置。
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