WO2017047224A1 - 薬液投与装置 - Google Patents
薬液投与装置 Download PDFInfo
- Publication number
- WO2017047224A1 WO2017047224A1 PCT/JP2016/071271 JP2016071271W WO2017047224A1 WO 2017047224 A1 WO2017047224 A1 WO 2017047224A1 JP 2016071271 W JP2016071271 W JP 2016071271W WO 2017047224 A1 WO2017047224 A1 WO 2017047224A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- flow rate
- temperature
- temperature detection
- detection element
- administration device
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
- A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
- A61M5/168—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body
- A61M5/16804—Flow controllers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M37/00—Other apparatus for introducing media into the body; Percutany, i.e. introducing medicines into the body by diffusion through the skin
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
- A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
- A61M5/142—Pressure infusion, e.g. using pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
- A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
- A61M5/142—Pressure infusion, e.g. using pumps
- A61M5/14244—Pressure infusion, e.g. using pumps adapted to be carried by the patient, e.g. portable on the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
- A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
- A61M5/168—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M5/00—Devices for bringing media into the body in a subcutaneous, intra-vascular or intramuscular way; Accessories therefor, e.g. filling or cleaning devices, arm-rests
- A61M5/14—Infusion devices, e.g. infusing by gravity; Blood infusion; Accessories therefor
- A61M5/168—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body
- A61M5/16886—Means for controlling media flow to the body or for metering media to the body, e.g. drip meters, counters ; Monitoring media flow to the body for measuring fluid flow rate, i.e. flowmeters
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/68—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using thermal effects
- G01F1/684—Structural arrangements; Mounting of elements, e.g. in relation to fluid flow
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
- G01F1/68—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by using thermal effects
- G01F1/684—Structural arrangements; Mounting of elements, e.g. in relation to fluid flow
- G01F1/6847—Structural arrangements; Mounting of elements, e.g. in relation to fluid flow where sensing or heating elements are not disturbing the fluid flow, e.g. elements mounted outside the flow duct
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3334—Measuring or controlling the flow rate
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3331—Pressure; Flow
- A61M2205/3341—Pressure; Flow stabilising pressure or flow to avoid excessive variation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3368—Temperature
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
- G01F15/00—Details of, or accessories for, apparatus of groups G01F1/00 - G01F13/00 insofar as such details or appliances are not adapted to particular types of such apparatus
- G01F15/005—Valves
Definitions
- the present invention relates to a drug solution administration device, for example, a portable drug solution administration device for administering insulin into the body.
- portable insulin administration devices have been developed that automatically administer insulin, which is a drug solution for controlling blood sugar, subcutaneously in a diabetic patient.
- the portable insulin administration device incorporates a small pump, and a drug solution (insulin) stored in a reservoir is administered to the patient by driving the pump.
- a conventional insulin administration apparatus mainly uses a syringe pump system in which a stepping motor and a speed reducer are combined.
- Patent Document 1 describes an example of a drug delivery device applicable to an insulin administration device, and describes an example in which a piezoelectric pump using a piezoelectric element is used as a pump.
- the conventional syringe pump system in which a stepping motor and a speed reducer are combined has the disadvantages that it is difficult to reduce the size and that the operation sound is large, and is not suitable for a drug solution administration device that is small in size and portable. For this reason, application of a miniaturized pump such as a piezoelectric pump described in Patent Document 1 has been studied. However, a miniaturized pump such as a piezoelectric pump has a problem that accuracy at a low flow rate is insufficient.
- An object of the present invention is to provide a drug solution administration device suitable for miniaturization capable of high-precision drug solution administration at a low flow rate.
- the chemical solution administration device of the present invention includes a pump unit that sends a chemical solution in a reservoir and administers it to a living body, a flow rate detection unit that detects a flow rate of the liquid generated by the pump unit, and a flow rate that is detected by the flow rate detection unit.
- the liquid medicine administration device includes a drive unit that controls the drive state of the pump unit.
- the flow rate detection unit includes a heating element disposed in a conduit for sending a chemical solution, a first temperature detection element disposed in a conduit upstream of the heating element, and a conduit downstream of the heating element. And a calculation processing unit for calculating a flow rate in the pipe line based on a detected temperature difference between the first and second temperature detecting elements.
- the flow rate detection unit can detect an accurate liquid medicine administration amount, and the detected accurate liquid medicine administration Based on the quantity, the drive unit can control the drive state of the pump unit with high accuracy. Therefore, according to the chemical liquid administration device of the present invention, it is possible to perform a low flow chemical liquid administration with high accuracy.
- FIG. 1 shows an internal configuration of the drug solution administration device 10.
- the medicinal solution administration device 10 is portable and housed in a small casing, and is used as an insulin administration device.
- the drug solution administration device 10 includes a reservoir 11 that stores a drug solution (here, insulin).
- a pump unit 13 is connected to the reservoir 11 via a conduit 12.
- a piezoelectric pump is used as the pump unit 13.
- the piezoelectric pump vibrates a diaphragm disposed inside by a piezoelectric element, and sends the chemical solution in the reservoir 11 to the conduit 14.
- the pump unit 13 incorporates a valve for keeping the liquid feeding direction constant.
- an on / off valve is disposed in the conduit 12 between the reservoir 11 and the pump unit 13, and the on / off valve is interlocked with the vibration of the diaphragm in the pump unit 13. May be opened and closed.
- a microneedle valve 15 is connected to a conduit 14 through which a chemical solution is fed from the pump unit 13.
- the microneedle valve 15 has a pulsation in the state in which the chemical solution from the pump unit 13 is fed, and acts to suppress this pulsation.
- a flow rate detection unit 20 is connected to a pipeline 16 through which a chemical solution whose pulsation is suppressed by the microneedle valve 15 is fed.
- the flow rate detection unit 20 is connected to a pipe line 17 drawn to the outside of the drug solution administration device 10, and the drug solution is injected into the living body through the pipe line 17.
- the configuration for injecting the chemical into the body is omitted.
- Each element (a first temperature detecting element 22, a heating element 23, and a second temperature detecting element 24 described later) incorporated in the flow rate detecting unit 20 is connected to the arithmetic processing unit 30.
- the arithmetic processing unit 30 detects the flow rate of the chemical liquid that passes through the flow rate detection unit 20 from the state of each element. Information on the flow rate detected by the arithmetic processing unit 30 is supplied to the drive unit 40.
- the drive unit 40 determines the necessary dose of the drug solution according to the operation mode of the drug solution administration device 10 and controls the drive state of the pump unit 13. At this time, based on the information on the flow rate detected by the arithmetic processing unit 30, the driving state of the pump unit 13 is corrected, and the dose of the drug solution is controlled to an accurate state.
- the drive unit 40 controls the pump unit 13 formed of a piezoelectric pump, the liquid supply amount is controlled by setting the drive voltage and the drive frequency.
- FIG. 2 shows the configuration of the flow rate detection unit 20.
- the flow rate detection unit 20 includes a pipe line 21 in which a first temperature detection element 22, a heating element 23, and a second temperature detection element 24 are arranged.
- the first temperature detection element 22, the heating element 23, and the second temperature detection element 24 are arranged at substantially equal intervals from the upstream side of the pipe line 21. That is, the first temperature detection element 22 is disposed at the most upstream location 21 a inside the pipe 21.
- the heat generating element 23 is arrange
- the second temperature detection element 24 is arranged at a location 21c that is a fixed distance away from the location 21b where the heating element 23 is arranged.
- a thermistor whose resistance value varies with temperature is used.
- a thermistor for the heater is also used for the heating element 23.
- the first temperature detection element 22 and the second temperature detection element 24 are referred to as an upstream temperature detection element and a downstream temperature detection element.
- the arithmetic processing unit 30 connected to the flow rate detection unit 20 drives the heating element 23 to generate heat, and in the pipe 21 according to the temperatures detected by the upstream temperature detection element 22 and the downstream temperature detection element 24. Detect the flow rate.
- the details of the principle of detecting the flow rate from the temperatures detected by the upstream temperature detection element 22 and the downstream temperature detection element 24 of the flow rate detection unit 20 will be described later, briefly describing, for example, that the flow rate in the pipe 21 is completely
- the temperatures detected by the two temperature detection elements 22 and 24 having the same distance from the heating element 23 become equal.
- the flow rate detection unit 20 detects the flow rate from the temperature difference detected by the two temperature detection elements 22 and 24.
- FIG. 3 is a circuit example of the arithmetic processing unit 30 connected to the upstream temperature detection element 22 and the downstream temperature detection element 24.
- the resistance value Rt2 of the upstream temperature detection element 22 is converted into a voltage value by the first voltage conversion circuit 31, and the resistance value Rt3 of the downstream temperature detection element 24 is converted into a voltage value by the second voltage conversion circuit 32. .
- the upstream temperature detection element 22 made of a thermistor is connected between the inverting input terminal ( ⁇ ) and the output terminal of the operational amplifier 31 a constituting the first voltage conversion circuit 31. Is done.
- a predetermined voltage for example, ⁇ 200 mV
- the non-inverting input terminal (+) of the operational amplifier 31a is connected to the ground via the resistor R5.
- the voltage V2 obtained at the output terminal of the operational amplifier 31a becomes a voltage value proportional to the resistance value Rt2 of the upstream temperature detection element 22.
- the configuration of the second voltage conversion circuit 32 is the same as that of the first voltage conversion circuit 31. That is, the downstream temperature detection element 24 formed of a thermistor is connected between the inverting input terminal ( ⁇ ) and the output terminal of the operational amplifier 32 a that constitutes the second voltage conversion circuit 32.
- a predetermined voltage for example, ⁇ 200 mV
- the non-inverting input terminal (+) of the operational amplifier 32a is connected to the ground via the resistor R6.
- the voltage V3 obtained at the output terminal of the operational amplifier 32a becomes a voltage value proportional to the resistance value Rt3 of the downstream temperature detecting element 24.
- the voltage V2 obtained by the first voltage conversion circuit 31 and the voltage V3 obtained by the second voltage conversion circuit 32 are input to the differential amplifier circuit 33, and a difference voltage V4 between the two voltages is obtained. That is, the voltage V2 obtained by the first voltage conversion circuit 31 is applied to the inverting input terminal ( ⁇ ) of the operational amplifier 33a constituting the differential amplifier circuit 33 via the resistor R8. The voltage V3 obtained by the second voltage conversion circuit 32 is applied to the non-inverting input terminal (+) of the operational amplifier 33a via the resistor R9.
- connection point between the resistor R9 and the non-inverting input terminal (+) of the operational amplifier 33a is connected to the ground via the resistor R12, and between the inverting input terminal ( ⁇ ) and the output terminal of the operational amplifier 33a, Connected by resistor R14.
- the amplification factor of the output voltage V4 of the differential amplifier circuit 33 is determined according to the resistance value of each resistor. A specific example of the amplification factor will be described later.
- the differential voltage V4 obtained by the differential amplifier circuit 33 is applied to the low-pass filter 34, and a voltage V5 from which a high frequency component as noise has been removed is output to the output terminal 35.
- the low-pass filter 34 includes an operational amplifier 34a, resistors R17, R19, R21 connected to the operational amplifier 34a, and a capacitor C1.
- a voltage V5 from which high-frequency noise has been removed by the action of the resistor R21 and the capacitor C1 is obtained.
- the arithmetic processing unit 30 calculates the average of the voltage V5 to obtain a flow rate.
- FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a circuit connected to the heat generating element 23.
- the arithmetic processing unit 30 also includes the circuit shown in FIG.
- the voltage Vin applied to the terminal 36 is applied to the inverting input terminal ( ⁇ ) of the operational amplifier 37 via the resistor Rin.
- the non-inverting input terminal (+) of the operational amplifier 37 is connected to the ground via the resistor R1.
- the heating element 23 is connected between the inverting input terminal ( ⁇ ) and the output terminal of the operational amplifier 37.
- a voltage V 0 output to the output terminal of the operational amplifier 37 is obtained at the terminal 38.
- the voltage V0 obtained at the terminal 38 is used to detect the liquid temperature at the location of the heating element 23 during a heat dissipation period (heat generation pause period) to be described later.
- the resistance value of the heating element 23 is Rt1.
- FIG. 5 shows an example of a liquid feeding state by the pump unit 13.
- the vertical axis represents the flow rate
- the horizontal axis represents time.
- the characteristic P1 shown in FIG. 5 shows the fluctuation
- the single flow rate characteristic P1 varies by about ⁇ 15% with respect to the flow rate to be originally set due to the influence of temperature or the like.
- a characteristic P ⁇ b> 2 shown in FIG. 5 indicates a change in flow rate at the output portion of the microneedle valve 15. By providing the microneedle valve 15 in this way, the amount of flow fluctuation can be reduced.
- the resistance value of the upstream temperature detection element 22 made of a thermistor whose resistance value changes with temperature is Rt2
- the resistance value of the downstream temperature detection element 24 is Rt3
- a constant current I is applied to each temperature detection element 22,24.
- the current I is selected in the range of 0.02 mA to 0.05 mA, for example. Here, it is set to 0.02 mA.
- V2 I ⁇ Rt2 (1)
- V3 I ⁇ Rt3 (2)
- Equation (3) can be expressed as equation (4).
- the amplification factor G is, for example, 10 times.
- V4 G (V3-V2) (3)
- V4 G ⁇ I (Rt3-Rt2) (4)
- the resistance value Rt of the thermistor is expressed by the following equation (5) with respect to the temperature T [° C.] within a specific temperature range.
- Rt ⁇ a ⁇ T + b (5)
- a and b are positive constants.
- an NTC (negative temperature coefficient) thermistor having a characteristic that the resistance value decreases with increasing temperature is used as the thermistor. Therefore, the voltage V4 can be expressed as the following equation (6) by substituting the equation (5) into the equation (4).
- T2 is the temperature of the upstream temperature detection element 22
- T3 is the temperature of the downstream temperature detection element 24.
- V4 G ⁇ I ⁇ a (T3-T2) (6)
- the heat generating element 23 is driven so as to repeat heat generation and heat dissipation at a constant period. For example, the process of heat generation 16 seconds and heat release 4 seconds, one cycle 20 seconds, is repeated about 2 to 3 times.
- the current flowing through the heat generating element 23 between the heat generation period and the heat dissipation period both sufficient heat generation and correct temperature measurement in which the influence of self-heating is negligible can be performed. That is, the temperature measurement of the chemical solution using the heating element 23 is performed during the heat dissipation period.
- the arithmetic processing unit 30 generates heat so that the temperature rise due to heat generation is within 2 [° C.], and controls to stop the heat generation when the behavior is likely to exceed.
- FIG. 6 shows a change with time of the output voltage V5 of the arithmetic processing unit 30 when the heating element 23 is controlled as described above.
- the vertical axis represents the value of the voltage V5
- the horizontal axis represents time (seconds).
- the waveform indicating the ON / OFF time change on the lower side of FIG. 6 indicates the ON / OFF timing of the heating element 23. In this example, a process in which 20 cycles of heat generation (ON) 16 seconds and heat release (OFF) 4 seconds is one cycle is repeated.
- the flow rate of the pump unit 13 is 0.06 [mL / h], 0.12 [mL / h], 0.3 [mL / h], 0.6 [mL / h], 1.2
- An example in which 5 levels of [mL / h] are set is shown.
- FIG. 6 shows that the output voltage V5 increases as the flow rate increases.
- the characteristics shown in FIG. 6 vary depending on the temperature of the liquid (chemical solution). In practice, the measurement time cannot be made very long. Therefore, in this embodiment, the average value of the second period (20 seconds to 40 seconds) or the third period (40 seconds to 60 seconds). The flow rate is obtained from the average value in the section of seconds.
- FIG. 7 is a graph in which the average voltage value (vertical axis) in two period periods (or three period periods) is plotted against the flow rate (horizontal axis).
- FIG. 7 shows examples of three temperatures of 15 ° C., 25 ° C., and 35 ° C. As shown in FIG. 7, it can be seen that the detection voltage changes almost linearly at each liquid temperature.
- FIG. 8 is a graph showing the relationship between the liquid temperature and the average value in the third period (40 to 60 seconds) for each flow rate, with the same data as in FIG.
- the vertical axis in FIG. 8 is an average voltage value, and the horizontal axis is temperature.
- three flow rates of 0.12 [mL / h], 0.2 [mL / h], and 0.3 [mL / h] are shown.
- the average value of the output voltage V5 varies substantially linearly with respect to the temperature for each flow rate.
- FIG. 9 shows the average voltage value (vertical axis) and liquid (chemical solution) temperature for each of 10 finer flow rates (maximum 0.3 [mL / h], minimum 0.12 [mL / h]). The relationship with (horizontal axis) is shown. From the relationship shown in FIG. 9, it can be seen that the flow rate is obtained from the average value of the liquid temperature and the output voltage V5. By detecting the flow rate with the flow rate detection unit 20 in this way, it is possible to accurately detect a minimum flow rate of about 100 [ ⁇ L / h].
- the heat generating element 23 desirably generates heat with constant power regardless of the liquid temperature, but cannot simply do so when a thermistor is used. This is because the thermistor has a characteristic that its resistance value Rt1 changes depending on the liquid temperature.
- the following method is used so that heat can be generated with constant power regardless of the liquid temperature.
- the power applied to the thermistor Pt
- the voltage Vin to be input is given by the resistor Rin.
- Pt and Rin are constants.
- any one of the following processes (a) and (b) is applicable.
- the equation (8) is a function of Rt1, and the resistance value Rt1 of the heat generating element 23 is obtained as a voltage by the above-described processing (a) or (b). Then, the input voltage Vin with respect to the voltage V6 is previously stored as a table, the input voltage Vin is determined from the obtained voltage V6, and the input voltage Vin is supplied to the terminal 36 (FIG. 4).
- the resistance value Rt1 can be obtained directly from the above, which is convenient.
- the drive unit 40 controls the pump unit 13 in conjunction with the flow rate detected by the flow rate detection unit 20 described above to administer the drug solution (insulin) to the patient at a low flow rate is illustrated in FIG. 1 will be used for explanation.
- the flow rate detection unit 20 of the present embodiment can detect a flow rate of about 100 [ ⁇ L / h] at the minimum, but is required as a drug solution administration device 10 for administering insulin to a patient.
- the minimum flow rate is about 0.5 [ ⁇ L / h], which is smaller than the minimum flow rate detection amount.
- the drive unit 40 achieves the required low flow rate by driving the pump unit 13 intermittently.
- the basal insulin administration mode is a mode in which insulin is continuously administered to a patient at a very low flow rate, and is administered at a very low flow rate of about 0.5 [ ⁇ L / h] at the minimum.
- the bolus insulin administration mode is a mode in which insulin is temporarily administered to a patient at a high flow rate for blood glucose control after each meal, and in a short time depending on the amount of meal, especially the amount of carbohydrates contained in the food. It is administered at a flow rate of about several tens [ ⁇ L / h] to 120 [ ⁇ L / h].
- the drug administration device 10 for insulin administration is required to be able to variably set the dose of the drug solution in the range of 0.5 [ ⁇ L / h] to 120 [ ⁇ L / h]. ing.
- a priming operation for filling the conduit 17 with insulin is required, but in order to perform this in a short time, a flow rate of about 300 [ ⁇ L / h] is required.
- the drug administration device 10 can set the flow rate in steps of 0.5 [ ⁇ L / h] in the range from the minimum flow rate 0.5 [ ⁇ L / h] to the maximum flow rate 300 [ ⁇ L / h]. It is requested. For this reason, the chemical solution administration device 10 according to the present embodiment is necessary by intermittently administering the chemical solution by the pump unit 13 when a flow rate equal to or lower than the flow rate detectable by the flow rate detection unit 20 is required. Administer an amount of drug solution.
- Pattern 1 (When the required flow rate is 0.5 [ ⁇ L / h]) After the pump unit 13 supplies the liquid at 90 [ ⁇ L / h] for 40 seconds, the intermittent drive is paused for 119 minutes and 20 seconds.
- Pattern 2 (When the required flow rate is in the range of 1 [ ⁇ L / h] to 119.5 [ ⁇ L / h]) After the pump unit 13 has pumped liquid at 120 [ ⁇ L / h] for 60 seconds, intermittent driving is repeatedly performed to pause for a time variably set according to the flow rate within a range of 119 minutes to 12 seconds (see Table 1).
- Pattern 3 (When the required flow rate is in the range of 120 [ ⁇ L / h] to 300 [ ⁇ L / h]) Continuous driving is performed by changing the driving voltage and driving frequency of the pump unit 13.
- Table 1 below shows a setting example of the pause time (minutes) at the required flow rate 1 [ ⁇ L / h] to 119.5 [ ⁇ L / h] in the case of the pattern 2.
- the liquid is fed at 120 [ ⁇ L / h] for 60 seconds (1 minute), and the required flow rate is obtained by adjusting the rest time after the liquid is fed. .
- the flow rate detection unit 20 When driving by intermittent operation, the flow rate detection unit 20 performs flow rate measurement during a period of 40 seconds or 1 minute of liquid feeding, and when the obtained flow rate measurement value is higher than the target value, the drive unit 40 Is set longer than a set time (for example, the time shown in Table 1). Conversely, when the obtained flow rate measurement value is lower than the target value, the drive unit 40 reduces the pause time from a set time (for example, the time shown in Table 1). By performing such control, it becomes possible to control a very high flow rate with a flow rate accuracy of ⁇ 5%.
- FIG. 10 shows driving periods P-1, P-2, P-3, P-4, and P-5 of the pump unit 13, and heating periods H-1 of the heating element 23 (heater) in the flow rate detecting unit 20.
- An example of setting H-2, H-3, H-4, H-5 and measurement periods M-1, M-2, M-3, M-4, M-5 of the flow rate detector 20 is shown.
- the five examples shown in FIG. 10 are examples at flow rates of 6 [ ⁇ L / h], 12 [ ⁇ L / h], 30 [ ⁇ L / h], 60 [ ⁇ L / h], and 120 [ ⁇ L / h], respectively. It is.
- Each measurement period of 200 seconds illustrated in FIG. 10 is a one-cycle detection period in which the flow rate detection unit 20 detects the flow rate.
- the flow rate detection unit 20 of the present embodiment needs to wait for the influence of heat generation to disappear in principle. For this reason, for example, after heat is generated for 16 seconds, a 20-second process of releasing heat for 4 seconds (stopping heat generation) is repeated three cycles, and then a process of 200 seconds for releasing heat for 140 seconds is further performed.
- the flow rate detection unit 20 periodically detects the flow rate with this 200 seconds as one cycle. As shown in FIG. 10, the detection of the flow rate for one cycle for 200 seconds is performed intermittently or continuously for each flow rate.
- intermittent driving of the pump unit 13 is required depending on the target flow rate.
- the pump unit 13 is driven in the first 60 seconds of the 200 seconds in which the flow rate is detected.
- the drive period P-1 of the pump unit 13 and the heat generation period H-1 of the heating element 23 are intermittently set in conjunction with each other, and each drive period P-1 and heat generation are set.
- measurement periods M-1a, M-1b,... For 200 seconds are set.
- the driving period P-2 of the pump unit 13 and the heat generation period H-2 of the heating element 23 are intermittently set at intervals shorter than those at the flow rate of 6 [ ⁇ L / h]. To do. Then, in association with the start of each drive period P-2 and heat generation period H-2, measurement periods M-2a, M-2b, M-2c,... For 200 seconds are set. When the flow rate is 30 [ ⁇ L / h], the driving period P-3 of the pump unit 13 and the heat generation period H-3 of the heat generating element 23 are intermittently set at shorter intervals. Then, in association with the start of each driving period P-3 and heat generation period H-3, measurement periods M-3a, M-3b, M-3c,... For 200 seconds are set.
- a 120-second cycle in which the pump unit 13 is driven and stopped every 60 seconds is set. That is, when the flow rate is 60 [ ⁇ L / h], a 120-second cycle is set in which the driving period P-4 of the pump unit 13 is repeated every 60 seconds.
- the heat generation period H-4 is set once every two driving periods P-4 of the pump unit 13. Then, in association with the start of each heat generation period H-4, measurement periods M-4a, M-4b,... For 200 seconds are set.
- the pump unit 13 is continuously driven. That is, when the flow rate is 120 [ ⁇ L / h], the driving period P-5 of the pump unit 13 is continuously set.
- the heat generation period H-5 of the heat generating element 23 is intermittently set at intervals of 200 seconds. Then, measurement periods M-5a, M-5b, M-5c, M-5d, M-5e, M-5f,... Are continuously set for 200 seconds.
- FIG. 11 shows the relationship between the voltage V5 (vertical axis) detected by the flow rate detection unit 20 and the flow rate (horizontal axis) when the liquid temperature is 25 ° C. As shown in FIG. 11, detailed detection of the flow rate is possible based on the voltage V5, and control close to the target flow rate can be performed.
- FIG. 12 and 13 show a flow rate detection unit 20 ′ having a configuration different from that of the flow rate detection unit 20 shown in FIG.
- a flow rate detection unit 20 ′ shown in FIG. 12 is provided with tube portions 25 a, 25 b, 25 c at equal intervals in the pipeline 21. It is set as the structure which a chemical
- FIG. 13 shows a cross section of the place where the cylinder part 25a is arranged, the same configuration is applied to the cross section of the place where the other cylinder parts 25b and 25c are arranged.
- Each cylinder part 25a, 25b, 25c is comprised with a material with high heat conductivity.
- the first temperature detection element (upstream temperature detection element) 22 is arranged in the upstream cylinder portion 25a
- the heating element 23 is arranged in the central cylinder portion 25b
- the downstream cylinder portion 25c is arranged in the downstream cylinder portion 25c.
- a second temperature detection element (downstream temperature detection element) 24 is arranged.
- a substance such as a cream for improving thermal coupling is disposed between the tube portions 25 a, 25 b, 25 c and the elements 23, 24, 25.
- the circuits connected to the elements 23, 24, and 25 are the same as the examples in FIGS.
- each element 23, 24, 25 is isolated from the passage of the chemical solution compared to the flow rate detection unit 20 shown in FIG. The amount of eluate in the chemical solution can be reduced.
- the output of the arithmetic processing unit 30 changes linearly with respect to each flow rate, and shows a high correlation coefficient.
- the slope of the approximate straight line shown in each figure changes linearly with respect to temperature, and shows a high correlation coefficient. Therefore, a flow rate with high detection accuracy can be obtained from the output voltage of the arithmetic processing unit 30 by the following procedures (a), (b), and (c).
- the elements 22, 23, and 24 arranged in the pipe line 21 that constitutes the flow rate detection unit 20 are coated with some kind of coating on the surface so that the chemical solution passes through the pipe line 21.
- the amount of eluate may be reduced.
- the temperature of the liquid in the pipe is measured by the heating element itself using the non-heating period of the heating element.
- a liquid temperature measuring element such as a thermistor
- a thermistor is arranged further upstream of the first temperature detecting element 22 shown in FIG. 2 or FIG. You may make it measure. By doing in this way, more accurate and low flow rate administration is possible.
- a portable insulin administration device In the above-described embodiment, an example of a portable insulin administration device has been described. However, the present invention may be applied to a drug solution administration device for administering a drug solution other than insulin.
- a small configuration as a portable type is one example, and it may be configured as a stationary type.
- low pass filter 31a, 32a, 33a 34a ... operational amplifier, 35 ... output terminal, 36 ... terminal, 37 ... operational amplifier, 38 ... terminal, 40 ... drive unit, C1 ... capacitor, P1 ... single flow characteristics, P2 ... flow rate at the output part Fluctuation, 1, R2, R3, R5, R6, R8, R9, R12, R14, R17, R19, R21, Rin ... resistor
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Fluid Mechanics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
Abstract
リザーバ(11)内の薬液を送液させて生体に投与させるポンプ部(13)と、ポンプ部(13)により生じた送液の流量を検出する流量検出部(20)と、検出した流量に基づいてポンプ部(13)の駆動状態を制御する駆動部(40)とを備える。流量検出部(20)は、薬液を送液させる管路(21)に配置された発熱素子(23)と、発熱素子(23)よりも上流側の管路(21)に配置された第1の温度検出素子(22)と、発熱素子(23)よりも下流側の管路(21)に配置された第2の温度検出素子(24)と、第1及び第2の温度検出素子(22,24)の検出温度差に基づいて、管路(21)内の流量を算出する演算処理部(30)とを備える。
Description
本発明は、薬液投与装置に関し、例えばインスリンを体内に投与する携帯型の薬液投与装置に関する。
従来、血糖コントロールを行うための薬液であるインスリンを、糖尿病患者の皮下に自動的に投与する携帯型インスリン投与装置が開発されている。携帯型インスリン投与装置には小型のポンプが内蔵され、ポンプの駆動により、リザーバに溜められた薬液(インスリン)が患者に投与される。
インスリンなどの薬液を投与する際には、低流量で精度良く投与する必要がある。低流量で精度の良い投与を行うため、従来のインスリン投与装置は、ステッピングモータと減速器を組み合わせたシリンジポンプ方式を採用したものが主流であった。
特許文献1には、インスリン投与装置に適用可能な薬物輸送装置の一例の記載があり、ポンプとして圧電素子を使用した圧電ポンプを使用する例が記載されている。
従来のようなステッピングモータと減速器を組み合わせたシリンジポンプ方式は、小型化が難しく、かつ動作音が大きいという短所があり、携帯型として小型に構成された薬液投与装置には適していなかった。このため、特許文献1に記載されたような圧電ポンプなどの小型化されたポンプの適用が検討されている。しかしながら、圧電ポンプなどの小型化されたポンプは、低流量での精度が不十分であるという問題があった。
本発明は、低流量でかつ高精度の薬液投与が可能な小型化に適した薬液投与装置を提供することを目的とする。
本発明の薬液投与装置は、リザーバ内の薬液を送液させて生体に投与させるポンプ部と、ポンプ部により生じた送液の流量を検出する流量検出部と、流量検出部が検出した流量に基づいて、ポンプ部の駆動状態を制御する駆動部とを備えた薬液投与装置である。
流量検出部は、薬液を送液させる管路に配置された発熱素子と、発熱素子よりも上流側の管路に配置された第1の温度検出素子と、発熱素子よりも下流側の管路に配置された第2の温度検出素子と、第1及び第2の温度検出素子の検出温度差に基づいて、管路内の流量を算出する演算処理部とを備える。
流量検出部は、薬液を送液させる管路に配置された発熱素子と、発熱素子よりも上流側の管路に配置された第1の温度検出素子と、発熱素子よりも下流側の管路に配置された第2の温度検出素子と、第1及び第2の温度検出素子の検出温度差に基づいて、管路内の流量を算出する演算処理部とを備える。
本発明の薬液投与装置によると、ポンプ部による駆動で生じる薬液の送液量が低流量であっても、流量検出部が正確な薬液投与量を検出することができ、検出した正確な薬液投与量に基づいて、駆動部がポンプ部の駆動状態を高精度に制御できるようになる。したがって、本発明の薬液投与装置によると、低流量の薬液投与を高精度に行うことが可能になる。
以下、添付図面を参照して、本発明の一実施の形態例の薬液投与装置を説明する。
[1.薬液投与装置の全体構成]
図1は、薬液投与装置10の内部構成を示す。
薬液投与装置10は、携帯型として小型の筐体に収められ、インスリン投与装置として使用される。
図1は、薬液投与装置10の内部構成を示す。
薬液投与装置10は、携帯型として小型の筐体に収められ、インスリン投与装置として使用される。
図1に示すように、薬液投与装置10は、薬液(ここではインスリン)を貯蔵するリザーバ11を備える。リザーバ11には、管路12を介してポンプ部13が接続される。
ポンプ部13としては、圧電ポンプが使用される。圧電ポンプは、内部に配置されたダイアフラムを圧電素子により振動させて、リザーバ11内の薬液を管路14に送液する。ポンプ部13には、薬液の送液方向を一定とするための弁が内蔵されている。
なお、ポンプ部13が弁を内蔵しない場合には、リザーバ11とポンプ部13との間の管路12に、オンオフバルブを配置し、ポンプ部13内のダイアフラムの振動に連動して、オンオフバルブを開閉させるようにしてもよい。
ポンプ部13としては、圧電ポンプが使用される。圧電ポンプは、内部に配置されたダイアフラムを圧電素子により振動させて、リザーバ11内の薬液を管路14に送液する。ポンプ部13には、薬液の送液方向を一定とするための弁が内蔵されている。
なお、ポンプ部13が弁を内蔵しない場合には、リザーバ11とポンプ部13との間の管路12に、オンオフバルブを配置し、ポンプ部13内のダイアフラムの振動に連動して、オンオフバルブを開閉させるようにしてもよい。
ポンプ部13から薬液が送液される管路14には、マイクロニードルバルブ15が接続されている。マイクロニードルバルブ15は、ポンプ部13からの薬液の送液状態が脈動であり、この脈動を抑えるように作用する。マイクロニードルバルブ15で脈動が抑えられた薬液が送液される管路16には、流量検出部20が接続される。なお、管路14,16の間にマイクロニードルバルブ15を配置しない構成としてもよい。
流量検出部20には、薬液投与装置10の外側に引き出された管路17が接続され、管路17を介して薬液が生体に注入される。薬液を体内に注入するための構成については省略する。
流量検出部20に内蔵された各素子(後述する第1の温度検出素子22,発熱素子23,第2の温度検出素子24)は、演算処理部30に接続される。演算処理部30では、各素子の状態から、流量検出部20を通過する薬液の流量を検出する。演算処理部30が検出した流量の情報が、駆動部40に供給される。
駆動部40は、薬液投与装置10の動作モードに応じて、必要な薬液の投与量を判断して、ポンプ部13の駆動状態を制御する。このとき、演算処理部30が検出した流量の情報に基づいて、ポンプ部13の駆動状態を補正し、薬液の投与量を正確な状態に制御する。駆動部40が圧電ポンプよりなるポンプ部13を制御する際には、駆動電圧や駆動周波数の設定で、送液量をコントロールする。
流量検出部20に内蔵された各素子(後述する第1の温度検出素子22,発熱素子23,第2の温度検出素子24)は、演算処理部30に接続される。演算処理部30では、各素子の状態から、流量検出部20を通過する薬液の流量を検出する。演算処理部30が検出した流量の情報が、駆動部40に供給される。
駆動部40は、薬液投与装置10の動作モードに応じて、必要な薬液の投与量を判断して、ポンプ部13の駆動状態を制御する。このとき、演算処理部30が検出した流量の情報に基づいて、ポンプ部13の駆動状態を補正し、薬液の投与量を正確な状態に制御する。駆動部40が圧電ポンプよりなるポンプ部13を制御する際には、駆動電圧や駆動周波数の設定で、送液量をコントロールする。
[2.流量検出部の構成]
図2は、流量検出部20の構成を示す。
流量検出部20は、第1の温度検出素子22と発熱素子23と第2の温度検出素子24とが配置された管路21を備える。
第1の温度検出素子22と発熱素子23と第2の温度検出素子24は、管路21の上流側からほぼ等間隔で配置される。すなわち、管路21の内部の最も上流側の箇所21aに、第1の温度検出素子22が配置される。そして、第1の温度検出素子22が配置された箇所21aから一定距離だけ離れた箇所21bに、発熱素子23が配置される。さらに、発熱素子23が配置された箇所21bから一定距離だけ離れた箇所21cに、第2の温度検出素子24が配置される。第1の温度検出素子22と第2の温度検出素子24としては、例えば温度により抵抗値が変化するサーミスタを使用する。また、発熱素子23についても、ヒータ用のサーミスタを使用する。以下の説明では、第1の温度検出素子22及び第2の温度検出素子24を、上流側温度検出素子及び下流側温度検出素子と称する。
図2は、流量検出部20の構成を示す。
流量検出部20は、第1の温度検出素子22と発熱素子23と第2の温度検出素子24とが配置された管路21を備える。
第1の温度検出素子22と発熱素子23と第2の温度検出素子24は、管路21の上流側からほぼ等間隔で配置される。すなわち、管路21の内部の最も上流側の箇所21aに、第1の温度検出素子22が配置される。そして、第1の温度検出素子22が配置された箇所21aから一定距離だけ離れた箇所21bに、発熱素子23が配置される。さらに、発熱素子23が配置された箇所21bから一定距離だけ離れた箇所21cに、第2の温度検出素子24が配置される。第1の温度検出素子22と第2の温度検出素子24としては、例えば温度により抵抗値が変化するサーミスタを使用する。また、発熱素子23についても、ヒータ用のサーミスタを使用する。以下の説明では、第1の温度検出素子22及び第2の温度検出素子24を、上流側温度検出素子及び下流側温度検出素子と称する。
そして、流量検出部20に接続された演算処理部30が、発熱素子23を発熱駆動すると共に、上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24が検出した温度に応じて、管路21内の流量を検出する。
流量検出部20の上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24によって検出された温度から流量を検出する原理の詳細は後述するが、簡単に説明すると、例えば管路21内の流量が全くない状態で、発熱素子23が管路21内の薬液を加熱したとき、発熱素子23からの距離が等しい2つの温度検出素子22,24で検出される温度は等しくなる。これに対して、管路21内に何らかの流量が発生しているとき、2つの温度検出素子22,24で検出される温度が相違する。この原理を利用して、流量検出部20は、2つの温度検出素子22,24で検出される温度差から、流量を検出するものである。
流量検出部20の上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24によって検出された温度から流量を検出する原理の詳細は後述するが、簡単に説明すると、例えば管路21内の流量が全くない状態で、発熱素子23が管路21内の薬液を加熱したとき、発熱素子23からの距離が等しい2つの温度検出素子22,24で検出される温度は等しくなる。これに対して、管路21内に何らかの流量が発生しているとき、2つの温度検出素子22,24で検出される温度が相違する。この原理を利用して、流量検出部20は、2つの温度検出素子22,24で検出される温度差から、流量を検出するものである。
[3.各素子に接続される回路]
図3は、上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24に接続される演算処理部30の回路例である。上流側温度検出素子22の抵抗値Rt2が、第1電圧変換回路31で電圧値に変換され、下流側温度検出素子24の抵抗値Rt3が、第2電圧変換回路32で電圧値に変換される。
図3は、上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24に接続される演算処理部30の回路例である。上流側温度検出素子22の抵抗値Rt2が、第1電圧変換回路31で電圧値に変換され、下流側温度検出素子24の抵抗値Rt3が、第2電圧変換回路32で電圧値に変換される。
第1電圧変換回路31の構成について説明すると、サーミスタよりなる上流側温度検出素子22は、第1電圧変換回路31を構成する演算増幅器31aの反転入力端子(-)と出力端子との間に接続される。演算増幅器31aの反転入力端子(-)には、端子22aから所定の電圧(例えば-200mV)が抵抗器R2を介して加えられる。
演算増幅器31aの非反転入力端子(+)は、抵抗器R5を介してグランドに接続される。演算増幅器31aの出力端に得られる電圧V2が、上流側温度検出素子22の抵抗値Rt2に比例した電圧値になる。
演算増幅器31aの非反転入力端子(+)は、抵抗器R5を介してグランドに接続される。演算増幅器31aの出力端に得られる電圧V2が、上流側温度検出素子22の抵抗値Rt2に比例した電圧値になる。
第2電圧変換回路32の構成は、第1電圧変換回路31と同じである。すなわち、サーミスタよりなる下流側温度検出素子24は、第2電圧変換回路32を構成する演算増幅器32aの反転入力端子(-)と出力端子との間に接続される。演算増幅器32aの反転入力端子(-)には、端子24aから所定の電圧(例えば-200mV)が抵抗器R3を介して加えられる。
演算増幅器32aの非反転入力端子(+)は、抵抗器R6を介してグランドに接続される。演算増幅器32aの出力端に得られる電圧V3が、下流側温度検出素子24の抵抗値Rt3に比例した電圧値になる。
演算増幅器32aの非反転入力端子(+)は、抵抗器R6を介してグランドに接続される。演算増幅器32aの出力端に得られる電圧V3が、下流側温度検出素子24の抵抗値Rt3に比例した電圧値になる。
第1電圧変換回路31で得られた電圧V2と、第2電圧変換回路32で得られた電圧V3は、差動増幅回路33に入力され、両電圧の差電圧V4が得られる。すなわち、差動増幅回路33を構成する演算増幅器33aの反転入力端子(-)には、第1電圧変換回路31で得られた電圧V2が、抵抗器R8を介して加えられる。また、演算増幅器33aの非反転入力端子(+)には、第2電圧変換回路32で得られた電圧V3が、抵抗器R9を介して加えられる。
抵抗器R9と演算増幅器33aの非反転入力端子(+)との接続点は、抵抗器R12を介してグランドに接続され、演算増幅器33aの反転入力端子(-)と出力端子との間は、抵抗器R14で接続される。なお、差動増幅回路33の出力電圧V4の増幅率は、各抵抗器の抵抗値に応じて決まる。増幅率の具体例については後述する。
抵抗器R9と演算増幅器33aの非反転入力端子(+)との接続点は、抵抗器R12を介してグランドに接続され、演算増幅器33aの反転入力端子(-)と出力端子との間は、抵抗器R14で接続される。なお、差動増幅回路33の出力電圧V4の増幅率は、各抵抗器の抵抗値に応じて決まる。増幅率の具体例については後述する。
差動増幅回路33で得られた差電圧V4は、ローパスフィルタ34に加えられ、ノイズである高域成分が除去された電圧V5が出力端子35に出力される。すなわち、ローパスフィルタ34は、演算増幅器34aと、その演算増幅器34aに接続された抵抗器R17,R19,R21及びコンデンサC1で構成される。ローパスフィルタ34では、抵抗器R21やコンデンサC1の作用で高周波のノイズが除去された電圧V5が得られる。
演算処理部30は、この電圧V5の平均を算出して、流量を得る。
演算処理部30は、この電圧V5の平均を算出して、流量を得る。
図4は、発熱素子23に接続される回路の例を示す図である。この図4に示す回路も演算処理部30が備える。端子36に加えられる電圧Vinが、抵抗器Rinを介して演算増幅器37の反転入力端子(-)に加えられる。演算増幅器37の非反転入力端子(+)は、抵抗器R1を介してグランドに接続される。
そして、演算増幅器37の反転入力端子(-)と出力端子との間に、発熱素子23が接続される。演算増幅器37の出力端子に出力される電圧V0を、端子38に得る。端子38に得られる電圧V0は、後述する放熱期間(発熱の休止期間)に、発熱素子23の箇所の液温を検出するために使用する。なお、後述する動作説明では、発熱素子23の抵抗値をRt1とする。
そして、演算増幅器37の反転入力端子(-)と出力端子との間に、発熱素子23が接続される。演算増幅器37の出力端子に出力される電圧V0を、端子38に得る。端子38に得られる電圧V0は、後述する放熱期間(発熱の休止期間)に、発熱素子23の箇所の液温を検出するために使用する。なお、後述する動作説明では、発熱素子23の抵抗値をRt1とする。
[4.ポンプ部による送液状態の例]
図5は、ポンプ部13による送液状態の例を示す。図5において、縦軸は流量であり、横軸は時間である。図5に示す特性P1は、ポンプ部13単体での流量の変動を示す。圧電ポンプを使用したポンプ部13は、単体での流量の特性P1は、温度の影響などにより、本来設定したい流量に対して±15%程度の変動がある。
図5に示す特性P2は、マイクロニードルバルブ15の出力部での流量の変動を示す。このようにマイクロニードルバルブ15を備えることで、流量の変動量を小さくすることができる。
図5は、ポンプ部13による送液状態の例を示す。図5において、縦軸は流量であり、横軸は時間である。図5に示す特性P1は、ポンプ部13単体での流量の変動を示す。圧電ポンプを使用したポンプ部13は、単体での流量の特性P1は、温度の影響などにより、本来設定したい流量に対して±15%程度の変動がある。
図5に示す特性P2は、マイクロニードルバルブ15の出力部での流量の変動を示す。このようにマイクロニードルバルブ15を備えることで、流量の変動量を小さくすることができる。
[5.流量検出部が流量を検出する原理]
次に、流量検出部20に配置された各素子を使用して流量を検出する原理について説明する。
例えば流量検出部20の管路21の内部の流量が全くない状態で、発熱素子23が管路21内の薬液を加熱したとき、発熱素子23からの距離が等しい2つの温度検出素子22,24で検出される温度は等しくなる。これに対して、管路21内に何らかの流量があるとき、2つの温度検出素子22,24で検出される温度が相違する。
次に、流量検出部20に配置された各素子を使用して流量を検出する原理について説明する。
例えば流量検出部20の管路21の内部の流量が全くない状態で、発熱素子23が管路21内の薬液を加熱したとき、発熱素子23からの距離が等しい2つの温度検出素子22,24で検出される温度は等しくなる。これに対して、管路21内に何らかの流量があるとき、2つの温度検出素子22,24で検出される温度が相違する。
ここで、温度により抵抗値が変化するサーミスタよりなる上流側温度検出素子22の抵抗値をRt2、下流側温度検出素子24の抵抗値をRt3とし、各温度検出素子22,24に一定電流Iを流したとき、第1電圧変換回路31及び第2電圧変換回路32の出力電圧V2,V3は、次の(1)式及び(2)式で示される。電流Iは、例えば0.02mA~0.05mAの範囲で選定される。ここでは0.02mAとする。
V2=I・Rt2・・・(1)
V3=I・Rt3・・・(2)
V2=I・Rt2・・・(1)
V3=I・Rt3・・・(2)
また、電圧V2,V3が入力される差動増幅回路33の出力電圧V4は増幅率をGとすると、電圧V4は、次の(3)式で示される。(3)式は(4)式として示すことができる。増幅率Gは、例えば10倍とする。
V4=G(V3-V2)・・・(3)
V4=G・I(Rt3-Rt2)・・・(4)
なお、増幅率Gは、各抵抗器R8,R14の抵抗値の比で設定される。すなわち、G=R14/R8となる。但し、抵抗器R8と抵抗器R9との抵抗値が等しく、かつ抵抗器R12と抵抗器R14との抵抗値が等しいものとする。
V4=G(V3-V2)・・・(3)
V4=G・I(Rt3-Rt2)・・・(4)
なお、増幅率Gは、各抵抗器R8,R14の抵抗値の比で設定される。すなわち、G=R14/R8となる。但し、抵抗器R8と抵抗器R9との抵抗値が等しく、かつ抵抗器R12と抵抗器R14との抵抗値が等しいものとする。
サーミスタは、特定の温度範囲内では温度T[℃]に対し、その抵抗値Rtは、次の(5)式で示される。
Rt=-a・T+b ・・・(5)
ここで、a,bは正の定数である。この例は、サーミスタとして、温度の上昇に対して抵抗値が減少する特性を持つ、NTC(negative temperature coefficient)サーミスタを使用した場合である。
したがって、電圧V4は、(4)式に(5)式を代入して、次の(6)式として示すことができる。(6)式において、T2は上流側温度検出素子22の温度、T3は下流側温度検出素子24の温度である。
V4=G・I・a(T3-T2)・・・(6)
Rt=-a・T+b ・・・(5)
ここで、a,bは正の定数である。この例は、サーミスタとして、温度の上昇に対して抵抗値が減少する特性を持つ、NTC(negative temperature coefficient)サーミスタを使用した場合である。
したがって、電圧V4は、(4)式に(5)式を代入して、次の(6)式として示すことができる。(6)式において、T2は上流側温度検出素子22の温度、T3は下流側温度検出素子24の温度である。
V4=G・I・a(T3-T2)・・・(6)
この(6)式から、差動増幅回路33の出力電圧V4が、上流側温度検出素子22と下流側温度検出素子24の温度差に比例することがわかる。この電圧V4をローパスフィルタ34でノイズ除去した電圧V5が、流量検出部20に接続された演算処理部30の出力になる。
ところで、発熱素子23は、一定周期で発熱と放熱を繰り返すように駆動される。例えば、発熱16秒と放熱4秒の1周期20秒の処理を2回から3回程度繰り返す。発熱期間と放熱期間で発熱素子23に流す電流を変えることで、十分な発熱と、自己発熱の影響が無視できる正しい温度測定の両方を行うことができる。すなわち、発熱素子23を使った薬液の温度測定は、放熱期間に行う。
このように発熱と放熱を繰り返すことで薬液を過度に加熱することを防止する。具体的には、演算処理部30は、発熱による温度上昇が2[℃]以内になるように発熱し、超えそうな挙動を示したときには、発熱を中止するように制御する。
このように発熱と放熱を繰り返すことで薬液を過度に加熱することを防止する。具体的には、演算処理部30は、発熱による温度上昇が2[℃]以内になるように発熱し、超えそうな挙動を示したときには、発熱を中止するように制御する。
図6は、このような発熱素子23の制御を行ったときの、演算処理部30の出力電圧V5の時間変化を示す。図6において、縦軸は電圧V5の値、横軸は時間(秒)である。また、図6の下側にオンとオフの時間変化を示す波形は、発熱素子23のオンとオフのタイミングを示す。この例では、発熱(オン)16秒と放熱(オフ)4秒の20秒を1周期とした処理を繰り返したものである。
図6では、ポンプ部13の流量として、0.06[mL/h]、0.12[mL/h]、0.3[mL/h]、0.6[mL/h]、1.2[mL/h]の5段階に設定した例を示している。この図6から、流量の増加に伴い、出力電圧V5が増加することがわかる。
この図6に示す特性は、液体(薬液)の温度によって変化する。また、実用的には測定時間をあまり長くとることはできないので、本実施の形態例では、2周期目(20秒~40秒)の区間の平均値、あるいは、3周期目(40秒~60秒)の区間の平均値から、流量を求める。
図7は、2周期期間(又は3周期期間)での平均の電圧値(縦軸)を、流量(横軸)に対してプロットしたグラフである。図7では、15℃、25℃、35℃の3つの温度の例を示す。図7に示すように、液温ごとに、おおむね直線状に検出電圧が変化することがわかる。
図8は、図7と同じデータを、流量ごとに、液温と3周期目(40秒~60秒)の区間での平均値との関係を示したグラフである。図8の縦軸は平均の電圧値であり、横軸は温度である。この例では、0.12[mL/h]、0.2[mL/h]、0.3[mL/h]の3つの流量を示す。
図8に示すように、それぞれの流量ごとに、温度に対し出力電圧V5の平均値がおおむね直線状に変化することがわかる。
図8に示すように、それぞれの流量ごとに、温度に対し出力電圧V5の平均値がおおむね直線状に変化することがわかる。
図9は、より細かい10段階の流量(最大0.3[mL/h]、最小0.12[mL/h])ごとの、平均の電圧値(縦軸)と、液体(薬液)の温度(横軸)との関係を示す。この図9に示す関係から、液温と出力電圧V5の平均値から流量が求まることがわかる。
このようにして流量検出部20で流量の検出を行うことで、最小で百[μL/h]程度の流量を正確に検出することができる。
このようにして流量検出部20で流量の検出を行うことで、最小で百[μL/h]程度の流量を正確に検出することができる。
[6.発熱素子の制御例]
発熱素子23は、液温に関係なく一定電力による発熱が望ましいが、サーミスタを用いた場合、単純にはそれができない。これは、サーミスタが、液温によってその抵抗値Rt1が変化する特性を持つためである。
発熱素子23は、液温に関係なく一定電力による発熱が望ましいが、サーミスタを用いた場合、単純にはそれができない。これは、サーミスタが、液温によってその抵抗値Rt1が変化する特性を持つためである。
本実施の形態例では、液温によらず一定電力による発熱が行えるように、以下の方法を用いる。
サーミスタに与える電力をPtとすると、流れる電流Itは、
It=√(Pt/Rt1)・・・(7)
になる。この電流Itを与えるとき、入力すべき電圧Vinは抵抗Rinにより、
Vin=It・Rin
=√(Pt/Rt1)・Rin ・・・(8)
となる。すなわち、液温により変化する抵抗値Rt1に対し、入力電圧Vinを(8)式で与えればいい。なお、(8)式において、PtとRinは定数である。
サーミスタに与える電力をPtとすると、流れる電流Itは、
It=√(Pt/Rt1)・・・(7)
になる。この電流Itを与えるとき、入力すべき電圧Vinは抵抗Rinにより、
Vin=It・Rin
=√(Pt/Rt1)・Rin ・・・(8)
となる。すなわち、液温により変化する抵抗値Rt1に対し、入力電圧Vinを(8)式で与えればいい。なお、(8)式において、PtとRinは定数である。
発熱素子23の抵抗値Rt1の決め方としては、例えば、以下の(a),(b)のいずれかの処理が適用可能である。
(a)発熱素子23の放熱期間に測定された抵抗値を、そのまま抵抗値Rt1として用いる処理例
(b)上流側温度検出素子22又は下流側温度検出素子24の抵抗値、あるいはその抵抗値から検出した温度情報から、発熱素子23の抵抗値を求める処理例
(a)発熱素子23の放熱期間に測定された抵抗値を、そのまま抵抗値Rt1として用いる処理例
(b)上流側温度検出素子22又は下流側温度検出素子24の抵抗値、あるいはその抵抗値から検出した温度情報から、発熱素子23の抵抗値を求める処理例
具体的には、(8)式はRt1の関数であり、発熱素子23の抵抗値Rt1は、上述した(a)又は(b)の処理により電圧として求められるため、その電圧をV6とする。そして、あらかじめ電圧V6に対する入力電圧Vinをテーブルとして持っておき、得られた電圧V6から入力電圧Vinを決め、その入力電圧Vinを端子36(図4)に供給すればよい。なお、(b)の処理の場合、発熱素子23と、上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24が全てサーミスタである場合、上流側温度検出素子22及び下流側温度検出素子24の出力から抵抗値Rt1を直接求めることができ簡便である。
[7.薬液の投与動作の例]
次に、以上説明した流量検出部20が検出した流量に連動して、駆動部40がポンプ部13を制御して、低流量で薬液(インスリン)を患者に投与する処理について、図10及び表1を用いて説明する。
既に説明したように、本実施の形態例の流量検出部20は、最小で百[μL/h]程度の流量が検出可能であるが、インスリンを患者に投与する薬液投与装置10として求められている最小の流量は、その最小の流量検出量よりもさらに小さい0.5[μL/h]程度である。このような非常に小さい流量が要求される場合、駆動部40は、間欠的なポンプ部13の駆動で、要求される低流量を実現する。
次に、以上説明した流量検出部20が検出した流量に連動して、駆動部40がポンプ部13を制御して、低流量で薬液(インスリン)を患者に投与する処理について、図10及び表1を用いて説明する。
既に説明したように、本実施の形態例の流量検出部20は、最小で百[μL/h]程度の流量が検出可能であるが、インスリンを患者に投与する薬液投与装置10として求められている最小の流量は、その最小の流量検出量よりもさらに小さい0.5[μL/h]程度である。このような非常に小さい流量が要求される場合、駆動部40は、間欠的なポンプ部13の駆動で、要求される低流量を実現する。
ここで、患者にインスリンを投与する際のモードについて説明する。患者にインスリンを投与するモードとしては、ベーサルインスリン投与モードと、ボーラスインスリン投与モードとがある。
ベーサルインスリン投与モードは、連続的に非常に低い流量で患者にインスリンを投与するモードであり、最小で0.5[μL/h]程度の非常に低流量で投与する。
ボーラスインスリン投与モードは、毎食後の血糖値コントロール等のために、一時的に高い流量で患者にインスリンを投与するモードであり、食事量、特に食物に含まれる炭水化物量に応じて、短時間に数十[μL/h]~120[μL/h]程度の流量で投与する。
これらの各モードに対処するため、インスリン投与用の薬液投与装置10は、0.5[μL/h]~120[μL/h]の範囲で、薬液の投与量を可変に設定できることが求められている。
また、薬液投与装置10を使い始める時には管路17をインスリンで満たすプライミングの作業が必要となるが、これを短時間で行うため、300[μL/h]程度の流量が必要である。
ベーサルインスリン投与モードは、連続的に非常に低い流量で患者にインスリンを投与するモードであり、最小で0.5[μL/h]程度の非常に低流量で投与する。
ボーラスインスリン投与モードは、毎食後の血糖値コントロール等のために、一時的に高い流量で患者にインスリンを投与するモードであり、食事量、特に食物に含まれる炭水化物量に応じて、短時間に数十[μL/h]~120[μL/h]程度の流量で投与する。
これらの各モードに対処するため、インスリン投与用の薬液投与装置10は、0.5[μL/h]~120[μL/h]の範囲で、薬液の投与量を可変に設定できることが求められている。
また、薬液投与装置10を使い始める時には管路17をインスリンで満たすプライミングの作業が必要となるが、これを短時間で行うため、300[μL/h]程度の流量が必要である。
具体的には、薬液投与装置10として、最小流量0.5[μL/h]から最大流量300[μL/h]までの範囲で、0.5[μL/h]ステップで流量を設定できることが要求されている。このため、本実施の形態例の薬液投与装置10は、流量検出部20が検出可能な流量以下の流量が要求される場合、ポンプ部13による薬液の投与を間欠的に行うことで、必要な量の薬液の投与を行う。
ここでは、実際のポンプ部13の動作例として、次の3通りのパターンを用意する。
・パターン1:(要求流量が0.5[μL/h]のとき)
ポンプ部13が90[μL/h]で40秒間送液した後、119分20秒休止する間欠駆動を繰り返す。
・パターン2:(要求流量が1[μL/h]~119.5[μL/h]の範囲のとき)
ポンプ部13が120[μL/h]で60秒間送液した後、119分から12秒の範囲内で流量により可変設定した時間休止する間欠駆動を繰り返す(表1参照)。
・パターン3:(要求流量が120[μL/h]~300[μL/h]の範囲のとき)
ポンプ部13の駆動電圧や駆動周波数を変えて、連続駆動を行う。
・パターン1:(要求流量が0.5[μL/h]のとき)
ポンプ部13が90[μL/h]で40秒間送液した後、119分20秒休止する間欠駆動を繰り返す。
・パターン2:(要求流量が1[μL/h]~119.5[μL/h]の範囲のとき)
ポンプ部13が120[μL/h]で60秒間送液した後、119分から12秒の範囲内で流量により可変設定した時間休止する間欠駆動を繰り返す(表1参照)。
・パターン3:(要求流量が120[μL/h]~300[μL/h]の範囲のとき)
ポンプ部13の駆動電圧や駆動周波数を変えて、連続駆動を行う。
次の表1は、パターン2の場合の、要求流量1[μL/h]~119.5[μL/h]での休止時間(分)の設定例を示す。この表1の例では、いずれの要求流量のときでも、送液は120[μL/h]で60秒間(1分)行い、送液した後の休止時間の調整で、要求された流量とする。
[表1]
・設定流量[μL/h]/送液時間(分)/休止時間(分)
1 / 1 / 119
2 / 1 / 59
3 / 1 / 39
4 / 1 / 29
5 / 1 / 23
6 / 1 / 19
8 / 1 / 14
9 / 1 / 12.333
10 / 1 / 11
12 / 1 / 9
15 / 1 / 7
16 / 1 / 6.5
18 / 1 / 5.666
20 / 1 / 5
24 / 1 / 4
25 / 1 / 3.8
30 / 1 / 3
40 / 1 / 2
50 / 1 / 1.4
60 / 1 / 1
80 / 1 / 0.5
90 / 1 / 0.333
100 / 1 / 0.2
120 / 1 / 0
・設定流量[μL/h]/送液時間(分)/休止時間(分)
1 / 1 / 119
2 / 1 / 59
3 / 1 / 39
4 / 1 / 29
5 / 1 / 23
6 / 1 / 19
8 / 1 / 14
9 / 1 / 12.333
10 / 1 / 11
12 / 1 / 9
15 / 1 / 7
16 / 1 / 6.5
18 / 1 / 5.666
20 / 1 / 5
24 / 1 / 4
25 / 1 / 3.8
30 / 1 / 3
40 / 1 / 2
50 / 1 / 1.4
60 / 1 / 1
80 / 1 / 0.5
90 / 1 / 0.333
100 / 1 / 0.2
120 / 1 / 0
この[表1]は、例えば最上段の[1/1/119]は、設定流量1[μL/h]のとき、1分の120[μL/h]の送液と119分の休止との繰り返しで実現することを示す。最後の段の[120/1/0]は、設定流量120[μL/h]のとき、1分の120[μL/h]での送液と、0分の休止を示し、つまり休止なしの連続送液で、設定流量120[μL/h]を実現することを示す。
間欠動作による駆動を行う場合、40秒間又は1分間の送液の期間に、流量検出部20が流量測定を行い、得られた流量測定値が目標値より高い場合、駆動部40は、休止時間を設定された時間(例えば表1に示す時間)よりも増やす。逆に、得られた流量測定値が目標値より低い場合、駆動部40は、休止時間を設定された時間(例えば表1に示す時間)よりも減らす。このような制御を行うことで、±5%の流量精度という非常に高い流量の制御が可能になる。
図10は、ポンプ部13の駆動期間P-1,P-2,P-3,P-4,P-5と、流量検出部20内の発熱素子23(ヒータ)の発熱期間H-1,H-2,H-3,H-4,H-5と、流量検出部20の測定期間M-1,M-2,M-3,M-4,M-5の設定例を示す。
図10に示す5つの例は、それぞれ6[μL/h],12[μL/h],30[μL/h],60[μL/h],120[μL/h]の流量のときの例である。
図10に示すそれぞれの200秒間の測定期間は、流量検出部20が流量を検出する1周期の検出期間である。
図10に示す5つの例は、それぞれ6[μL/h],12[μL/h],30[μL/h],60[μL/h],120[μL/h]の流量のときの例である。
図10に示すそれぞれの200秒間の測定期間は、流量検出部20が流量を検出する1周期の検出期間である。
本実施の形態例の流量検出部20は、その原理上、発熱の影響が消えるのを待つ必要がある。このため、例えば、16秒発熱した後、4秒放熱(発熱停止)を行う20秒の処理を3周期繰り返し、その後、さらに140秒放熱する200秒間の処理を行う。この200秒間を1周期として、流量検出部20が周期的に流量を検出する。200秒間の1周期の流量検出が、図10に示すように、それぞれの流量ごとに間欠的又は連続的に行われる。
ここで、図10に示すように、目標とする流量によってポンプ部13の間欠駆動が必要になる。例えば、流量が30[μL/h]以下の場合には、流量検出を行う200秒間の内の最初の60秒間にポンプ部13を駆動させる。
例えば、6[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-1と発熱素子23の発熱期間H-1とを連動して間欠設定し、それぞれの駆動期間P-1及び発熱期間H-1の開始に連動して、200秒間の測定期間M-1a,M-1b,・・・を設定する。
12[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-2と発熱素子23の発熱期間H-2とを、6[μL/h]の流量の時よりも短い間隔で間欠設定する。そして、それぞれの駆動期間P-2及び発熱期間H-2の開始に連動して、200秒間の測定期間M-2a,M-2b,M-2c,・・・を設定する。
30[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-3と発熱素子23の発熱期間H-3とを、さらに短い間隔で間欠設定する。そして、それぞれの駆動期間P-3及び発熱期間H-3の開始に連動して、200秒間の測定期間M-3a,M-3b,M-3c,・・・を設定する。
例えば、6[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-1と発熱素子23の発熱期間H-1とを連動して間欠設定し、それぞれの駆動期間P-1及び発熱期間H-1の開始に連動して、200秒間の測定期間M-1a,M-1b,・・・を設定する。
12[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-2と発熱素子23の発熱期間H-2とを、6[μL/h]の流量の時よりも短い間隔で間欠設定する。そして、それぞれの駆動期間P-2及び発熱期間H-2の開始に連動して、200秒間の測定期間M-2a,M-2b,M-2c,・・・を設定する。
30[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-3と発熱素子23の発熱期間H-3とを、さらに短い間隔で間欠設定する。そして、それぞれの駆動期間P-3及び発熱期間H-3の開始に連動して、200秒間の測定期間M-3a,M-3b,M-3c,・・・を設定する。
また、流量が60[μL/h]の場合には、ポンプ部13の駆動・停止を60秒ごとに繰り返す120秒周期を設定する。
すなわち、60[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-4が60秒ごとに繰り返す120秒周期を設定する。発熱期間H-4は、ポンプ部13の駆動期間P-4の2回に1回設定する。そして、それぞれの発熱期間H-4の開始に連動して、200秒間の測定期間M-4a,M-4b,・・・を設定する。
すなわち、60[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-4が60秒ごとに繰り返す120秒周期を設定する。発熱期間H-4は、ポンプ部13の駆動期間P-4の2回に1回設定する。そして、それぞれの発熱期間H-4の開始に連動して、200秒間の測定期間M-4a,M-4b,・・・を設定する。
さらに、流量が120[μL/h]の場合には、ポンプ部13を連続駆動させる。
すなわち、120[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-5を連続的に設定する。発熱素子23の発熱期間H-5は、200秒間隔で間欠設定する。そして、200秒間の測定期間M-5a,M-5b,M-5c,M-5d,M-5e,M-5f,・・・・・・を連続して設定する。
すなわち、120[μL/h]の流量のときには、ポンプ部13の駆動期間P-5を連続的に設定する。発熱素子23の発熱期間H-5は、200秒間隔で間欠設定する。そして、200秒間の測定期間M-5a,M-5b,M-5c,M-5d,M-5e,M-5f,・・・・・・を連続して設定する。
図11は、液温25℃の場合での、流量検出部20が検出する電圧V5(縦軸)と、流量(横軸)との関係を示す。
図11に示すように、電圧V5に基づいて流量の詳細な検出が可能になり、目標とする流量に近づける制御ができるようになる。
図11に示すように、電圧V5に基づいて流量の詳細な検出が可能になり、目標とする流量に近づける制御ができるようになる。
[8.流量検出部の別の構成例]
図12及び図13は、図2に示す流量検出部20とは別の構成の流量検出部20′を示す。
図12に示す流量検出部20′は、管路21に等間隔で筒部25a,25b,25cを設ける。筒部25a,25b,25cの内部には、薬液は侵入しない構成とし、図13に示すように、各筒部25a,25b,25cの周囲は、薬液が通過するようにする。図13は、筒部25aが配置された箇所の断面を示すが、他の筒部25b、25cが配置された箇所の断面についても、同じ構成である。各筒部25a,25b,25cは、熱伝導率が高い材料で構成する。
図12及び図13は、図2に示す流量検出部20とは別の構成の流量検出部20′を示す。
図12に示す流量検出部20′は、管路21に等間隔で筒部25a,25b,25cを設ける。筒部25a,25b,25cの内部には、薬液は侵入しない構成とし、図13に示すように、各筒部25a,25b,25cの周囲は、薬液が通過するようにする。図13は、筒部25aが配置された箇所の断面を示すが、他の筒部25b、25cが配置された箇所の断面についても、同じ構成である。各筒部25a,25b,25cは、熱伝導率が高い材料で構成する。
そして、上流側の筒部25aに、第1の温度検出素子(上流側温度検出素子)22を配置し、中央の筒部25bに、発熱素子23を配置し、下流側の筒部25cに、第2の温度検出素子(下流側温度検出素子)24を配置する。
図12及び図13では図示を省略するが、各筒部25a,25b,25cと素子23,24,25との間には、熱結合を良くするためのクリームなどの物質を配置する。
各素子23,24,25に接続される回路については、図3及び図4の例と同じである。
図12及び図13では図示を省略するが、各筒部25a,25b,25cと素子23,24,25との間には、熱結合を良くするためのクリームなどの物質を配置する。
各素子23,24,25に接続される回路については、図3及び図4の例と同じである。
このように構成した流量検出部20′によると、図2に示す流量検出部20と比べて、各素子23,24,25が薬液の通過箇所と隔離されているので、管路21を通過する薬液への溶出物を少なくすることができる。
[9.流量検出精度を向上させる例]
次に、流量検出部20の出力電圧から演算処理部30が流量を検出する際の、流量検出精度をより向上させる例について説明する。
例えば、低流量でインスリンを患者に投与するベーサルインスリン投与時は、流量が非常に少ないため、演算処理部30が検出する出力電圧には、オフセットやドリフトの影響を受けやすい。このようなオフセットやドリフトの影響がある状況でも、流量の検出精度を向上させる処理について説明する。
次に、流量検出部20の出力電圧から演算処理部30が流量を検出する際の、流量検出精度をより向上させる例について説明する。
例えば、低流量でインスリンを患者に投与するベーサルインスリン投与時は、流量が非常に少ないため、演算処理部30が検出する出力電圧には、オフセットやドリフトの影響を受けやすい。このようなオフセットやドリフトの影響がある状況でも、流量の検出精度を向上させる処理について説明する。
既に図11などで説明したように、演算処理部30の出力は、各流量に対して線形に変化し、高い相関係数を示す。また、各図に示す近似直線の傾きは温度に対して線形に変化し、高い相関係数を示す。
したがって、以下の手順(a)、(b)、(c)により、演算処理部30の出力電圧から、検出精度の高い流量を求めることができる。
したがって、以下の手順(a)、(b)、(c)により、演算処理部30の出力電圧から、検出精度の高い流量を求めることができる。
(a)あらかじめ、流量をx、演算処理部30の出力をyとしたとき、温度ごとに以下の特性曲線を求める。
y=ax+b・・・(9)
aは温度ごとの傾きである。
また、得られた温度ごとの傾きaについて、温度Tとの以下の関係式を求める。
a=αT+β・・・(10)
ここで、αとβは定数である。
(b)流量測定の前(又は後)の流量ゼロのときに、演算処理部30の出力yを測定して、測定時の温度におけるy切片b(T)を求める。そして、あらかじめ取得した傾きa(T)のデータから、測定時の温度での以下の特性曲線を決める。
y=a(T)x+b(T)・・・(11)
(c)測定した回路出力yと(11)式から、流量xを求める。
y=ax+b・・・(9)
aは温度ごとの傾きである。
また、得られた温度ごとの傾きaについて、温度Tとの以下の関係式を求める。
a=αT+β・・・(10)
ここで、αとβは定数である。
(b)流量測定の前(又は後)の流量ゼロのときに、演算処理部30の出力yを測定して、測定時の温度におけるy切片b(T)を求める。そして、あらかじめ取得した傾きa(T)のデータから、測定時の温度での以下の特性曲線を決める。
y=a(T)x+b(T)・・・(11)
(c)測定した回路出力yと(11)式から、流量xを求める。
このようにして流量xを求めることで、オフセットやドリフトの影響を排除した、精度の高い流量検出が可能になる。
[10.変形例]
なお、上述した実施の形態例で説明した構成は、好適な一例を示すものであり、本発明は、実施の形態例で説明した構成に限定されるものではない。例えば、ポンプ部として、圧電ポンプを使用したが、その他の構成のポンプを使用してもよい。
なお、上述した実施の形態例で説明した構成は、好適な一例を示すものであり、本発明は、実施の形態例で説明した構成に限定されるものではない。例えば、ポンプ部として、圧電ポンプを使用したが、その他の構成のポンプを使用してもよい。
また、図2に示すように流量検出部20を構成する管路21内に配置された各素子22,23,24については、表面に何らかのコーティングを施して、管路21内を通過する薬液への溶出物を少なくするようにしてもよい。
また、上述した実施の形態例では、管路内の液温の測定は、発熱素子の非発熱期間を利用して、発熱素子そのもので測定するようにした。これに対して、管路内の液温を測定するための専用の温度検出素子を設けるようにしてもよい。
例えば、図2又は図12に示す第1の温度検出素子22の更に上流側に、液温測定用の素子(サーミスタなど)を配置して、発熱素子による発熱の影響を少なくして液温を測定するようにしてもよい。このようにすることで、より高精度かつ低流量の投与が可能となる。
例えば、図2又は図12に示す第1の温度検出素子22の更に上流側に、液温測定用の素子(サーミスタなど)を配置して、発熱素子による発熱の影響を少なくして液温を測定するようにしてもよい。このようにすることで、より高精度かつ低流量の投与が可能となる。
また、上述した実施の形態例では、携帯型インスリン投与装置とした例について説明したが、本発明は、インスリン以外の薬液を投与する薬液投与装置に適用してもよい。また、携帯型として小型に構成するのも1つの例であり、定置型として構成してもよい。
10…薬液投与装置、11…リザーバ、12,14,16,17,21…管路、13…ポンプ部、15…マイクロニードルバルブ、20,20′…流量検出部、21a,21b,21c…素子配置箇所、22…第1の温度検出素子(上流側温度検出素子)、22a…端子、23…発熱素子、23a…端子、24…第2の温度検出素子(下流側温度検出素子)、24a…端子、25a,25b,25c…筒部、30…演算処理部、31…第1電圧変換回路、32…第2電圧変換回路、33…差動増幅回路、34…ローパスフィルタ、31a,32a,33a,34a…演算増幅器、35…出力端子、36…端子、37…演算増幅器、38…端子、40…駆動部、C1…コンデンサ、P1…単体での流量の特性、P2…出力部での流量の変動、R1,R2,R3,R5,R6,R8,R9,R12,R14,R17,R19,R21,Rin…抵抗器
Claims (9)
- リザーバ内の薬液を送液させて生体に投与させるポンプ部と、
前記ポンプ部により生じた送液の流量を検出する流量検出部と、
前記流量検出部が検出した流量に基づいて、前記ポンプ部の駆動状態を制御する駆動部とを備えた薬液投与装置であって、
前記流量検出部は、
前記薬液を送液させる管路に配置された発熱素子と、
前記発熱素子よりも上流側の前記管路に配置された第1の温度検出素子と、
前記発熱素子よりも下流側の前記管路に配置された第2の温度検出素子と、
前記第1及び第2の温度検出素子の検出温度差に基づいて、前記管路内の流量を算出する演算処理部とを備える
薬液投与装置。 - 前記発熱素子は、一定期間ごとに発熱状態と非発熱状態とを繰り返し、
前記演算処理部は、前記一定期間での前記第1の温度検出素子と前記第2の温度検出素子の検出温度差の平均値から、前記一定期間の流量を算出する
請求項1に記載の薬液投与装置。 - 前記発熱素子は、電圧の印加により発熱すると共に、自身の抵抗値が温度により変化する素子であり、
前記非発熱状態の期間に前記発熱素子の抵抗値から検出した温度情報に基づいて、薬液の閾値以上の温度上昇を防止する
請求項2に記載の薬液投与装置。 - 前記第1の温度検出素子と前記第2の温度検出素子が検出した温度情報または前記発熱素子の抵抗値から検出した温度情報に基づいて、前記発熱素子が発熱状態となる期間の電力を一定電力に設定する
請求項3に記載の薬液投与装置。 - 前記第1の温度検出素子の上流側に、さらに第3の温度検出素子を配置した
請求項1に記載の薬液投与装置。 - 前記ポンプ部は、圧電素子を所定の周波数と電圧で駆動する圧電ポンプとした
請求項1に記載の薬液投与装置。 - 前記第1の温度検出素子と前記第2の温度検出素子は、前記発熱素子から等距離に配置した
請求項1に記載の薬液投与装置。 - 前記発熱素子と前記第1の温度検出素子と前記第2の温度検出素子は、表面に所定のコーティングを施して前記管路に配置した
請求項1に記載の薬液投与装置。 - 前記発熱素子と前記第1の温度検出素子と前記第2の温度検出素子は、前記管路の薬液が通過する箇所と隔壁を介して接した箇所に配置した
請求項1に記載の薬液投与装置。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2017539740A JPWO2017047224A1 (ja) | 2015-09-14 | 2016-07-20 | 薬液投与装置 |
CN201680036480.4A CN107708788A (zh) | 2015-09-14 | 2016-07-20 | 给药液装置 |
EP16846097.0A EP3351286A4 (en) | 2015-09-14 | 2016-07-20 | DEVICE FOR THE ADMINISTRATION OF A MEDICAMENT SOLUTION |
US15/919,316 US20180200432A1 (en) | 2015-09-14 | 2018-03-13 | Device for administering drug solution |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2015181054 | 2015-09-14 | ||
JP2015-181054 | 2015-09-14 |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
US15/919,316 Continuation US20180200432A1 (en) | 2015-09-14 | 2018-03-13 | Device for administering drug solution |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
WO2017047224A1 true WO2017047224A1 (ja) | 2017-03-23 |
Family
ID=58288716
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
PCT/JP2016/071271 WO2017047224A1 (ja) | 2015-09-14 | 2016-07-20 | 薬液投与装置 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20180200432A1 (ja) |
EP (1) | EP3351286A4 (ja) |
JP (1) | JPWO2017047224A1 (ja) |
CN (1) | CN107708788A (ja) |
WO (1) | WO2017047224A1 (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP3988145A1 (en) * | 2020-10-23 | 2022-04-27 | Honeywell International Inc. | Sensors and methods for air bubble detection |
FR3119991A1 (fr) * | 2021-02-22 | 2022-08-26 | L'air Liquide Société Anonyme Pour L’Étude Et L'exploitation Des Procédés Georges Claude | Ensemble de fourniture d’insuline avec estimation du débit d’insuline |
Families Citing this family (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR102521994B1 (ko) * | 2018-03-08 | 2023-04-17 | 엘지전자 주식회사 | 냉장고 |
CN111214725A (zh) * | 2020-01-22 | 2020-06-02 | 济南大学 | 一种基于热量散失的输液监测方法及系统 |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5533412A (en) * | 1993-07-07 | 1996-07-09 | Ic Sensors, Inc. | Pulsed thermal flow sensor system |
JP2011527749A (ja) * | 2008-07-08 | 2011-11-04 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 流れ制御のためのセンサ及び制御ユニット、並びに流体の制御送達のための方法 |
JP2012228481A (ja) * | 2011-04-27 | 2012-11-22 | Terumo Corp | 輸液ポンプ |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3905524A1 (de) * | 1989-02-23 | 1990-08-30 | Weber Guenther | Elementanordnung fuer kalorimetrische stroemungssensoren |
DE4404395C2 (de) * | 1994-02-11 | 1996-12-19 | Fresenius Ag | Verfahren und Vorrichtung zum Messen der Durchflußgeschwindigkeit einer in einer Leitung strömenden Flüssigkeit |
US20030236489A1 (en) * | 2002-06-21 | 2003-12-25 | Baxter International, Inc. | Method and apparatus for closed-loop flow control system |
WO2008130644A1 (en) * | 2007-04-18 | 2008-10-30 | Ceramatec, Inc. | Fluid delivery device with flow rate control |
MX2010012213A (es) * | 2008-05-08 | 2011-05-03 | Minipumps Llc | Bombas implantables y cánulas para las mismas. |
EP2635323B1 (en) * | 2010-11-01 | 2020-01-15 | Roche Diabetes Care GmbH | Fluid dispensing device with a flow detector |
CN103491996B (zh) * | 2011-04-19 | 2016-03-30 | 泰尔茂株式会社 | 输液泵 |
US10139256B2 (en) * | 2015-08-03 | 2018-11-27 | Aceinna, Inc. | MEMS flow sensor |
-
2016
- 2016-07-20 EP EP16846097.0A patent/EP3351286A4/en not_active Withdrawn
- 2016-07-20 CN CN201680036480.4A patent/CN107708788A/zh active Pending
- 2016-07-20 WO PCT/JP2016/071271 patent/WO2017047224A1/ja unknown
- 2016-07-20 JP JP2017539740A patent/JPWO2017047224A1/ja active Pending
-
2018
- 2018-03-13 US US15/919,316 patent/US20180200432A1/en not_active Abandoned
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5533412A (en) * | 1993-07-07 | 1996-07-09 | Ic Sensors, Inc. | Pulsed thermal flow sensor system |
JP2011527749A (ja) * | 2008-07-08 | 2011-11-04 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 流れ制御のためのセンサ及び制御ユニット、並びに流体の制御送達のための方法 |
JP2012228481A (ja) * | 2011-04-27 | 2012-11-22 | Terumo Corp | 輸液ポンプ |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
See also references of EP3351286A4 * |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP3988145A1 (en) * | 2020-10-23 | 2022-04-27 | Honeywell International Inc. | Sensors and methods for air bubble detection |
US11860042B2 (en) | 2020-10-23 | 2024-01-02 | Honeywell International Inc. | Sensors, methods, and computer program products for air bubble detection |
FR3119991A1 (fr) * | 2021-02-22 | 2022-08-26 | L'air Liquide Société Anonyme Pour L’Étude Et L'exploitation Des Procédés Georges Claude | Ensemble de fourniture d’insuline avec estimation du débit d’insuline |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP3351286A1 (en) | 2018-07-25 |
US20180200432A1 (en) | 2018-07-19 |
EP3351286A4 (en) | 2019-05-01 |
JPWO2017047224A1 (ja) | 2018-07-05 |
CN107708788A (zh) | 2018-02-16 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
WO2017047224A1 (ja) | 薬液投与装置 | |
US4384578A (en) | Bio-medical flow sensor | |
US7654127B2 (en) | Malfunction detection in infusion pumps | |
US20070062251A1 (en) | Infusion Pump With Closed Loop Control and Algorithm | |
US20100160893A1 (en) | Method and system for measuring flow at patient utilizing differential force sensor | |
CA3086719C (en) | Electrically operated aerosol generation system | |
US11707094B2 (en) | Electrically operated aerosol generation system | |
EP1523349A2 (en) | Infusion pump and method for use | |
EP3562537B1 (en) | Electrically operated aerosol generation system | |
CN110121371B (zh) | 电操作的气溶胶生成系统 | |
US20210310840A1 (en) | Thermal mass fluid flow sensor | |
WO2018122411A1 (en) | Electrically operated aerosol generation system | |
US11914401B2 (en) | Airflow-based volumetric pump | |
US7908931B1 (en) | Non invasive flow rate measuring system and method | |
US4555940A (en) | Method and apparatus for measuring fluid flow rates and volumes through fluid flow paths | |
RU2720297C1 (ru) | Детектор потока | |
US5954659A (en) | Method and apparatus for invasively measuring cardiac output by detecting temperature differences of blood heated by radiation | |
JP3747725B2 (ja) | 流体供給装置 | |
US11089971B2 (en) | Thermodilution injectate measurement and control | |
JP2023095576A (ja) | バルーンカテーテル及びバルーンカテーテルシステム |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 16846097 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
ENP | Entry into the national phase |
Ref document number: 2017539740 Country of ref document: JP Kind code of ref document: A |
|
NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |