WO2018180392A1 - 呼吸情報取得装置および呼吸情報取得方法 - Google Patents

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瑛介 柿沼
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Definitions

  • the present invention relates to a respiratory information acquisition device and a respiratory information acquisition method used for a PSA oxygen concentrator.
  • oxygen therapy has been performed as one of the patients with respiratory diseases such as asthma and obstructive chronic lung disease. This is a therapy that allows a patient to inhale oxygen gas or oxygen-enriched gas.
  • home oxygen therapy HET: Oxygen® Therapy
  • oxygen concentrators are mainly used as oxygen supply sources. Yes.
  • An oxygen concentrator is an apparatus that concentrates and discharges about 21% of oxygen present in the air.
  • Many of the oxygen concentrators generally use a pressure fluctuation adsorption type (hereinafter referred to as PSA type: Pressure Swing Adsorption) (hereinafter, the PSA type oxygen concentrator is simply referred to as an oxygen concentrator).
  • PSA type oxygen concentrator air is taken into a cylinder filled with an adsorbent that selectively adsorbs nitrogen gas, and concentrated oxygen gas is generated by repeating pressurization and depressurization. With this mechanism, the oxygen concentrator can continuously provide high-concentration oxygen gas to the patient.
  • COPD chronic obstructive pulmonary disease
  • COPD chronic Obstructive Pulmonary Disease
  • the patient's respiratory information can be acquired inside the oxygen concentrator during operation of the oxygen concentrator, the patient's breathing information can be acquired without changing the feeling of use compared to the conventional general oxygen concentrator. This is a very useful means because it is possible to confirm that the patient is connected by an oxygen supply tube and the actual usage of the patient.
  • Japanese Patent Laid-Open No. 6-190045 JP 2001-286666 A Japanese Patent Laid-Open No. 7-96035 Japanese Patent Laying-Open No. 2015-85191 Special table 2011-518016 gazette
  • Patent Document 1 and Patent Document 2 As a method for acquiring respiratory information of a patient while the oxygen concentrator is in operation, as shown in Patent Document 1 and Patent Document 2, a breath measuring micrometer is used between the oxygen concentrator and the cannula worn by the patient. There is a method for measuring a patient's respiratory pressure during oxygen inhalation by attaching a differential pressure sensor.
  • the pressure fluctuation added to the differential pressure measurement system includes the pressure fluctuation accompanying the pressure increase / decrease during the generation of the concentrated oxygen gas.
  • the oxygen concentrator is a PSA operation method, and the supply oxygen flow rate fluctuates accordingly. Therefore, pressure fluctuations associated with PSA always occur in the oxygen supply path.
  • Patent Documents 3 and 4 there is a method of obtaining patient respiratory information by measuring the patient respiratory pressure during oxygen inhalation with a slight differential pressure sensor and then processing the obtained respiratory pressure data softly.
  • these conventional techniques do not consider pressure fluctuations associated with PSA superimposed on patient respiratory pressure, it is impossible to accurately acquire patient respiratory information.
  • Patent Document 5 describes a method of obtaining respiratory information by frequency analysis of the obtained respiratory pressure data.
  • frequency analysis there is a drawback that it is difficult to separate a respiratory component and a pressure fluctuation component accompanying PSA, and accuracy is poor.
  • the present inventor has arrived at the present invention as a result of earnest research to solve the above-mentioned problems in the method of acquiring the respiratory information of the patient during the operation of the conventional oxygen concentrator.
  • the present invention relates to a respiratory information acquisition device used in a PSA oxygen concentrator that switches between a plurality of adsorption cylinders, and in the oxygen supply path in a state where oxygen is supplied to the patient from the PSA oxygen concentrator.
  • Respiration information for measuring a first pressure that is a periodic pressure fluctuation and a second pressure that is a periodic pressure fluctuation in the oxygen supply path in a state where oxygen is not supplied to the patient from the PSA oxygen concentrator.
  • Difference processing for calculating a difference between the first pressure and the second pressure in a state in which the acquisition means, the phase confirmation means for matching the phases of the first pressure and the second pressure, and the phases are matched.
  • a breathing information acquisition device used in a PSA oxygen concentrator that switches between a plurality of adsorption cylinders, and in the oxygen supply path in a state where oxygen is supplied to the patient from the PSA oxygen concentrator.
  • the phase confirmation unit may be a unit that calculates data for one cycle of the pressure fluctuation of the first pressure and data for one cycle of the pressure fluctuation of the second pressure to match the phases.
  • the phase confirmation unit may be a unit that detects a peak pressure of the first pressure and the second pressure and matches a phase of the peak pressure.
  • a switching valve for permitting or blocking oxygen supply from the PSA type oxygen concentrator to the patient may be provided in the oxygen supply path.
  • the breathing information acquisition means may include a slight differential pressure sensor, and measure the differential pressure at both ends of an arbitrary point in the oxygen supply path and a constant pressure.
  • the present invention also provides a first pressure that is a periodic pressure fluctuation in an oxygen supply path in a state where oxygen is supplied to a patient from a PSA oxygen concentrator that switches between a plurality of adsorption cylinders, and the PSA type
  • a breathing information acquisition process for measuring a second pressure that is a periodic pressure fluctuation in the oxygen supply path in a state where oxygen is not supplied to the patient from the oxygen concentrator, the first pressure, and the second pressure
  • a breathing information acquisition method comprising: a phase confirmation process for matching the phases of the first and second processes for calculating a difference between the first pressure and the second pressure in a state where the phases are matched.
  • patient respiratory information can be obtained by separating the patient respiratory component and the pressure fluctuation component associated with PSA during operation of the oxygen concentrator.
  • FIG. It is a figure which shows the structure of the oxygen concentration apparatus which concerns on Embodiment 1.
  • FIG. It is a figure which shows the form which acquires the respiratory information of the patient which concerns on Embodiment 1.
  • FIG. It is a figure which shows the pressure data containing patient respiration information in the conditions which added 10m of continuous flow 1LPM and extension tubes.
  • FIG. It is a figure which shows the PSA pressure data recorded beforehand on the conditions which added 10 m of continuous flow 1LPM and extension tubes.
  • the PSA type oxygen concentrator 1 includes an oxygen generator 11 that takes in air from the outside of the PSA type oxygen concentrator 1 and generates concentrated oxygen gas.
  • the air taken into the oxygen generator 11 from the outside of the oxygen generator is compressed by the compressor 111 and sent to the cylinder 113 via the first switching valve 112.
  • the first switching valve 112 communicates one of the plurality of cylinders 113 with the compressor 111 to send compressed air to the cylinder 113 and open the other cylinders to the atmosphere.
  • the cylinder 113 is filled with an adsorbent that selectively adsorbs nitrogen gas.
  • the compressed air that has passed through the cylinder 113 has a reduced nitrogen gas concentration and becomes a concentrated oxygen gas.
  • the concentrated oxygen gas is stored in the concentrated oxygen buffer tank 115 via the second switching valve 114.
  • the second switching valve 114 communicates or blocks any one of the plurality of cylinders 113 and the concentrated oxygen buffer tank 115.
  • the oxygen generator 11 causes the compressor 111 and any of the plurality of cylinders 113 to communicate with each other by the first switching valve 112, and causes the cylinder 113 and the concentrated oxygen buffer tank 115 to communicate with the compressor 111 by the second switching valve 114. . Therefore, the compressor 111 and any one of the plurality of cylinders 113 are connected to the concentrated oxygen buffer tank 115, and the generated concentrated oxygen gas is supplied to the concentrated oxygen buffer tank 115. On the other hand, the cylinder 113 that does not communicate with the compressor 111 is opened to the atmosphere via the first switching valve 112 while being blocked from the concentrated oxygen buffer tank 115 by the second switching valve 114. Thereby, the inside of the cylinder 113 is depressurized, and the nitrogen gas adsorbed by the adsorbent is released to the outside of the oxygen concentrator.
  • the first switching valve 112 shuts off the compressor 111 and releases it to the atmosphere.
  • the cylinder 113 that has been released to the atmosphere is connected to the compressor 111 by the first switching valve 112 and moves to the process of oxygen compression. In this way, the plurality of cylinders 113 alternately repeat compression and release to the atmosphere by the first switching valve 112, so that the concentrated oxygen gas can be continuously supplied.
  • the oxygen flow rate of the concentrated oxygen gas whose pressure has been adjusted by the oxygen generation unit 11 is controlled by an oxygen flow rate control unit 12 including a control valve 121 and a flow meter 122, and is supplied from the oxygen supply port 13 to the outside of the oxygen concentrator via the humidifier 101.
  • an oxygen flow rate control unit 12 including a control valve 121 and a flow meter 122, and is supplied from the oxygen supply port 13 to the outside of the oxygen concentrator via the humidifier 101.
  • the control valve 121 or the flow meter 122 may be provided upstream of the flow path, and the oxygen flow control unit 12 may include other configurations.
  • the oxygen concentrator 1 may be configured without the humidifier 101.
  • FIG. 2 schematically shows an example of an embodiment of the present invention, which is an example of a form for acquiring patient respiratory information.
  • the oxygen generated by the oxygen concentration device 1 is supplied to the patient via the extension tube 2 and the nasal cannula 3.
  • the patient constantly breathes even during oxygen inhalation, and the pressure change caused by the patient's breathing is propagated toward the nasal cannula 3, the extension tube 2, and the oxygen concentrator 1.
  • the respiratory information acquisition means 4 in order to acquire a patient's respiratory pressure, is connected in an oxygen supply path.
  • FIG. 2 the case where the respiration information acquisition means 4 is connected to an extension tube is shown as an example.
  • the respiration information acquisition unit 4 may be connected between the humidifier 101 (or the oxygen flow rate control unit 12 when the oxygen concentrator 1 does not include the humidifier 101) and the nasal cannula 3.
  • the respiratory information acquisition means 4 may be installed inside the oxygen concentrator 1 or may be installed outside the oxygen concentrator 1 separately from the oxygen concentrator 1.
  • the pressure fluctuation applied to the breathing information acquisition means 4 is accompanied by the pressure increase / decrease at the time of the generation of concentrated oxygen gas. It became clear that pressure fluctuation was included.
  • the amplitude of the pressure fluctuation that occurs during the generation of the concentrated oxygen gas is larger than the amplitude of the respiratory pressure, and the amplitude of the respiratory pressure also decreases due to the pressure loss caused by passing through the oxygen flow path. It is difficult to measure the respiratory pressure waveform of a patient directly from
  • the respiratory information acquisition unit 4 includes an orifice 5, a slight differential pressure sensor 6, and a control unit 7.
  • One end of the slightly differential pressure sensor 6 is connected to a branch point in the oxygen supply path provided in the extension tube 2. That is, the pressure in the oxygen supply path including both the pressure fluctuation accompanying the pressure increase / decrease when the concentrated oxygen gas is generated and the breathing pressure of the patient is directly input to one end of the fine differential pressure sensor 6.
  • An air communication path that communicates with the atmosphere is provided between the minute differential pressure sensor 6 and the branch point of the oxygen supply path, and a third switching valve 8 is provided in the air communication path.
  • the third switching valve 8 is a variable flow valve, and the pressure supplied to the fine differential pressure sensor 6 is adjusted by adjusting the flow rate.
  • the other end of the slightly differential pressure sensor 6 is connected to the oxygen supply path via the orifice 5. Since the respiratory pressure of the patient is usually about ⁇ 10 to 100 Pa, in order to acquire the respiratory pressure by the respiratory information acquisition means 4, it is preferable to use a sensor having a range of about ⁇ 100 Pa for the fine differential pressure sensor 6. In a situation where oxygen is supplied from the oxygen concentrator, a supply pressure due to oxygen supply always occurs, and this is about 300 Pa even at 1 LPM. Therefore, if one end of the fine differential pressure sensor 6 is connected to the oxygen supply path in the state where the other end of the fine differential pressure sensor 6 is released to the atmosphere, the range of the fine differential pressure sensor 6 will be exceeded. Therefore, it is preferable to obtain the pressure including the respiratory information of the patient within the range of the fine differential pressure sensor 6 by applying the pressure after passing through the orifice 5 to the other end of the fine differential pressure sensor 6.
  • a control unit 7 is connected to the slightly differential pressure sensor 6.
  • the control unit 7 includes an input / output interface, a first memory, a second memory, and a CPU (Central Processing Unit).
  • the control unit 7 receives and records the pressure including the patient respiration information detected by the fine differential pressure sensor 6, and acquires the patient respiration information by executing the processing described below.
  • the first memory and the second memory may be separate memories, or a single memory may be virtually divided.
  • a fourth switching valve 9 is provided on the downstream side of the extension tube 2 from the branch point of the oxygen supply path.
  • the fourth switching valve is a shut-off valve, which permits or blocks oxygen supply to the nasal cannula 3.
  • Embodiment 1 uses the data obtained by applying the respiratory pressure of the patient respiratory model (expiratory pressure: 30 Pa, inspiratory pressure: ⁇ 50 Pa, BPM 20 times) from the nasal cannula 3 using the configuration shown in FIG. 2 and acquiring respiratory information. The principle of the process carried out in will be described.
  • FIG. 3 shows the pressure data including the respiratory information of the patient and the PSA pressure data of the oxygen concentrator, and during the period from 0 to about 15 seconds from the start of measurement, the oxygen concentrator is not applied without applying the patient respiratory pressure. It is data of a time zone in which only the PSA pressure is measured.
  • FIG. 4 shows the PSA pressure data of the oxygen concentrator previously acquired and recorded in the storage medium.
  • the PSA pressure by the oxygen concentrator is a periodic pressure change accompanying the adsorption cylinder cycle of the PSA oxygen concentrator generated when oxygen is generated by the PSA oxygen concentrator described above. Therefore, the cycle of the PSA pressure waveform coincides with the adsorption cylinder switching cycle of the oxygen concentrator.
  • the amplitude of the PSA pressure is about 20 Pa.
  • the patient respiratory pressure is superimposed on the PSA pressure.
  • the respiratory pressure of the patient respiratory model is PSA. It is drowned out by pressure and cannot be observed. Accordingly, the inventors of the present application have made extensive studies and devised a method of removing only the PSA pressure component by subtracting the component of FIG. 4 from the component of FIG. 3 on the software in order to obtain the respiratory pressure of the patient respiratory model.
  • FIG. 5 shows the result of the difference processing performed by software in a state where both phases are in alignment.
  • the difference process is a process for calculating a difference between both data at an arbitrary time.
  • the breathing pressure of the patient breathing model is not applied for the time from 0 to about 15 seconds and the oxygen concentrator is in operation, no characteristic waveform is seen.
  • a periodic pressure fluctuation with an amplitude of about 20 Pa can be observed. That is, the respiratory pressure of the patient respiratory model can be detected.
  • the soft difference process it is possible to obtain the respiratory information of the patient even in a situation where oxygen is continuously inhaled from the oxygen concentrator through the nasal cannula and the extension tube 10m.
  • FIG. 6 shows the pressure data including the patient respiratory information and the PSA pressure data of the oxygen concentrator as in FIG. 3, and the patient respiratory pressure is not applied during the period of 0 to about 10 seconds from the start of the measurement.
  • it is data of a time zone in which only the PSA pressure of the oxygen concentrator is measured.
  • FIG. 7 shows the PSA pressure data of the oxygen concentrator previously acquired and recorded in the storage medium.
  • the shape of the waveform changes compared to FIGS. 7 and 4 because the driving cycle for adsorbing and desorbing nitrogen with the adsorbent when producing concentrated oxygen differs for each oxygen supply flow rate produced. is there.
  • FIG. 6 shows the respiratory pressure of the patient respiratory model in the state where the phases of both data are matched. Similar to FIG. 5, a pressure fluctuation with an amplitude of about 20 Pa that can be observed periodically from about 10 seconds after the start of measurement when respiratory pressure is applied can be observed. That is, the respiratory pressure of the patient respiratory model can be detected.
  • step S1 when the oxygen concentrator 1 is turned on, the oxygen concentrator 1 starts operation and starts supplying concentrated oxygen gas.
  • the control unit 7 receives the measurement value of the differential pressure sensor 6 which is pressure data in the oxygen supply path, and starts recording. Further, the control unit 7 starts counting time from the start of measurement (power ON) and proceeds to step S2.
  • PSA pressure data not including patient respiratory information corresponding to the data shown in FIGS. 4 and 7 is acquired from the pressure in the oxygen supply path.
  • step S2 it is determined whether or not a predetermined time has elapsed after measurement of pressure data in the oxygen supply path in step S1 is started.
  • the predetermined time is set to such a length that pressure data for at least one PSA pressure cycle can be acquired.
  • the breathing cycle of the patient is usually about 3 seconds and at most about 6 seconds.
  • the measurement data for one cycle of the PSA pressure includes at least one cycle of patient respiration information.
  • the PSA pressure cycle is less than 6 seconds, the measurement data for one cycle of the PSA pressure does not include patient respiration information for one cycle or more, so the predetermined time is preferably 6 seconds or more.
  • step S2 If it is determined in step S2 that the predetermined time has not elapsed, the process proceeds to step S3, where the fourth switching valve 9 is closed and the third switching valve 8 is opened.
  • the opening degree of the third switching valve 8 is a predetermined opening degree corresponding to the pressure loss of the extension tube 2 and the nasal cannula 3.
  • the predetermined opening may be selected from a plurality of predetermined opening according to the length of the extension tube.
  • step S4 the pressure data in the oxygen supply path is stored in the first memory and the second memory of the control unit 7.
  • data acquisition may be started after a certain time, for example, 0.1 seconds or more has elapsed since the start of measurement.
  • the control unit 7 repeats the processes of Step S3 and Step S4 until a predetermined time has elapsed after starting measurement of pressure data in the oxygen supply path. That is, PSA pressure data not including patient respiratory information is recorded in the first memory and the second memory for a period including pressure data for at least one PSA pressure cycle.
  • step S2 If it is determined in step S2 that the predetermined time has elapsed, the process proceeds to step S5, the third switching valve 8 is closed, and the fourth switching valve 9 is completely opened. Thereby, the oxygen supply to a patient is started. Thereafter, the measurement value of the fine differential pressure sensor 6 includes the respiratory information of the patient. Thereafter, in step S6, pressure data related to the oxygen supply path is stored in the first memory.
  • step S7 prior to the difference process in step S8, the phase between the data stored in the first memory and the data stored in the second memory is confirmed, and if necessary, a phase confirmation process for matching the phases is performed. .
  • the state in which the two data are in phase is a state in which the time data components indicating the pressure peaks (maximum values) of the two data measured by the control unit 7 match.
  • a method of matching the phases a method of aligning the PSA pressure peak values of both data or a time differentiation of the pressure waveforms of both data to align the time data components at a point where the time change of the measured pressure is large. There are methods.
  • the control unit 7 extracts data from the data stored in the first memory every one PSA pressure cycle. Specifically, since the time interval between the peak (maximum value) of the pressure data stored in the first memory and the next peak corresponds to one cycle of the PSA pressure cycle, the data stored in the first memory Each peak is detected, the time interval between the peak and the next peak is obtained, and data is taken out at each time interval between the peak and the next peak. Note that, as described above, since data having a certain period of time since the start of measurement has higher reliability, data until a certain period of time has elapsed from the start of measurement may not be used. The same applies to the data stored in the second memory. On the other hand, the control unit 7 extracts PSA pressure cycle data, which is data for one PSA pressure cycle, from the data stored in the second memory by the same method.
  • step S8 the PSA pressure cycle extracted from the data stored in the first memory and the data stored in the second memory extracted every one PSA pressure cycle whose phases are matched in step S7 Difference processing with data is performed. Thereby, data having patient respiration information for one cycle of the PSA pressure cycle is obtained.
  • the phase confirmation process and the difference process need not be executed with a data length corresponding to one PSA pressure cycle, and data is extracted every predetermined number of PSA pressure cycles from the data stored in the first memory.
  • the PSA pressure measurement data extracted from the data stored in the second memory can be generated by connecting the PSA pressure measurement data for a predetermined number of cycles, and the PSA pressure data used for the differential processing can be generated using both data.
  • step S9 the data having the patient respiration information acquired in step S8 is analyzed to acquire patient respiration information, for example, respiration strength and respiration frequency. Furthermore, if data having patient respiration information for one cycle of each PSA pressure cycle is connected, data having patient respiration information for the entire period from the power-on can be obtained, and using this, average data can be obtained. The intensity of breathing and the number of breaths within the usage time can be acquired.
  • step S10 it is determined whether or not the oxygen concentrator is turned off. In step S10, when it is not determined that the oxygen concentrator is turned off, the process returns to step S5, and the processes from step S6 to step S9 are repeated. If it is determined in step S10 that the power source of the oxygen concentrator is turned off, the flowchart ends.
  • the patient respiratory information can be obtained by separating the patient respiratory component and the pressure fluctuation component associated with the PSA from the data obtained by measuring the patient respiratory pressure during operation of the oxygen concentrator. it can.
  • oxygen concentrator 11 oxygen generator 12: oxygen flow rate adjuster 13: oxygen supply port 111: compressor 112: switching valve 113: cylinder 114: switching valve 115: concentrated oxygen buffer tank 116: pressure regulating valve 121: control valve 122 : Flow meter 101: Humidifier 2: Extension tube 3: Nasal cannula 4: Respiration information acquisition means 5: Orifice 6: Slight differential pressure sensor 7: Controller 8: Third switching valve 9: Fourth switching valve

Abstract

複数の吸着筒を切り替えて使用するＰＳＡ式酸素濃縮装置に用いられる呼吸情報取得装置において、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されている状態の酸素供給経路内の周期的な圧変動である第１圧力と、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されない状態の前記酸素供給経路内の周期的な圧変動である第２圧力と、を計測する呼吸情報取得手段と、前記第１圧力と前記第２圧力と、の位相を合わせる位相確認手段と、前記位相を合わせた状態で、前記第１圧力と前記第２圧力と、の差分を算出する差分処理手段と、を備えた呼吸情報取得装置。

Description

呼吸情報取得装置および呼吸情報取得方法
  本発明は、ＰＳＡ式酸素濃縮装置に用いられる呼吸情報取得装置および呼吸情報取得方法に関する。
  従来、喘息、閉塞性慢性肺疾患等の呼吸器疾患患者に対するひとつとして酸素療法が行われている。これは、酸素ガスや酸素濃縮ガスを患者に吸入させる療法である。近年では、患者ＱＯＬ向上を目的に自宅や施設等で酸素吸入をする在宅酸素療法（ＨＯＴ：Ｈｏｍｅ  Ｏｘｙｇｅｎ  Ｔｈｅｒａｐｙ）が主流になってきており、酸素供給源としては酸素濃縮装置が主に使用されている。
  酸素濃縮装置とは、空気中に存在する約２１％の酸素を濃縮して排出する装置である。酸素濃縮装置の多くは圧力変動吸着式（以下、ＰＳＡ式：Ｐｒｅｓｓｕｒｅ  Ｓｗｉｎｇ  Ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ）が一般的に用いられる（以下、ＰＳＡ式酸素濃縮装置を単純に酸素濃縮装置と記す）。
ＰＳＡ式酸素濃縮装置では、窒素ガスを選択的に吸着する吸着剤が充填されたシリンダーに空気を取り込み、加減圧を繰り返すことで濃縮酸素ガスを生成する。この仕組みによって、酸素濃縮装置は患者に連続的に高濃度酸素ガスを提供することができる。
  在宅酸素療法を受ける患者の主疾患は慢性閉塞性肺疾患（以下、ＣＯＰＤ：Ｃｈｒｏｎｉｃ  Ｏｂｓｔｒｕｃｔｉｖｅ  Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ  Ｄｉｓｅａｓｅ）である。ＣＯＰＤとは気管支の狭窄や肺胞壁の破壊により、咳・痰や労作時呼吸困難の症状を呈する不可逆性疾患である。
  ＣＯＰＤの症状が悪化すると息切れや呼吸数の増加が見られ、ＣＯＰＤの急性増悪と呼ばれる「安定期の治療の変更あるいは追加が必要な状態」まで症状が悪化することもある。ＣＯＰＤの急性増悪が起こると入院するケースが多く、呼吸不全に陥ることや生命の危機に直面することもある。また、退院できたとしても入院以前より安定期の症状が悪化し、入退院を繰り返すことも珍しくない。
  ゆえに、ＣＯＰＤ急性増悪の入院する程度まで症状が悪化する前に早期治療を施すことが非常に重要であり、在宅酸素療法において患者の呼吸情報は患者の病態を把握するうえで非常に有益な情報元となる。
  一方、患者は医師が診断した処方流量に従って濃縮酸素ガスの吸入することも非常に重要である。しかし、睡眠時にカニューラがずれたり、作業中にチューブが外れたりすることで正しく酸素吸入できていないことはしばしば起こり、酸素濃縮装置が運転中であっても患者自身がなにかしらの理由で意図的にカニューラを外すこともある。いずれにしても、酸素濃縮装置が運転していても患者が酸素吸入できていない状況は患者の病態悪化を招く危険性がある。
  従って、酸素濃縮装置運転中に酸素濃縮器内部で患者の呼吸情報を取得できれば、従来の一般的な酸素濃縮装置と比較して使用感が変わらず患者の呼吸情報を取得できるだけなく、酸素濃縮装置と患者が酸素供給チューブで繋がれていることや患者の使用実態を確認できるため、非常に有用な手段である。
特開平６－１９００４５号公報 特開２００１－２８６５６６号公報 特開平７－９６０３５号公報 特開２０１５－８５１９１号公報 特表２０１１－５１８０１６号公報
  酸素濃縮装置運転中に患者の呼吸情報を取得する方法として、特許文献１、特許文献２に示されているように酸素濃縮装置と患者が装着しているカニューラまでの間に呼吸計測用の微差圧センサを取り付け酸素吸入中の患者呼吸圧を計測する方法がある。しかしながら、本願発明者らが鋭意検討を行った結果、差圧測定系に付加される圧力変動には濃縮酸素ガス生成時の加減圧に伴う圧力変動が含まれることが明らかとなった。酸素濃縮装置は先に述べたようにＰＳＡ式動作方法となっており、それに伴い供給酸素流量も変動しているため、酸素供給経路内ではＰＳＡに伴う圧変動が常時発生している。そのため、単純に微差圧センサにて患者呼吸圧を計測する環境では、ＰＳＡに伴う圧変動をベースに患者呼吸圧が検出されることになり、患者の呼吸情報を精度よく取得することができない。特にこれは、延長チューブを追加した際や３．０Ｌ／分以上流量範囲では、患者呼吸情報の取得が不可能になる。
  また、特許文献３、特許文献４においては、微差圧センサにて酸素吸入中の患者呼吸圧を計測した後、得られた呼吸圧データをソフト処理して患者呼吸情報を求める方法がある。しかしながら、これらの従来技術においては患者呼吸圧に重畳されているＰＳＡに伴う圧変動を考慮していないため、患者の呼吸情報を精度よく取得することができない。
  一方、特許文献５においては得られた呼吸圧データを周波解析して呼吸情報を取得する方法が記されている。しかしながら、周波数解析では呼吸成分とＰＳＡに伴う圧変動成分の切り分けが難しく、精度が悪いという欠点がある。
  以上のことから、酸素濃縮装置運転中に患者の呼吸情報を取得するためには、患者呼吸圧を計測したデータから患者呼吸成分とＰＳＡに伴う圧変動成分とを切り分ける必要がある。
  本発明者は、かかるこれまでの酸素濃縮装置運転中に患者の呼吸情報を取得する方法における前述の課題を解決するために鋭意研究した結果、本発明に到達した。
  すなわち本発明は、複数の吸着筒を切り替えて使用するＰＳＡ式酸素濃縮装置に用いられる呼吸情報取得装置において、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されている状態の酸素供給経路内の周期的な圧変動である第１圧力と、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されない状態の前記酸素供給経路内の周期的な圧変動である第２圧力と、を計測する呼吸情報取得手段と、前記第１圧力と前記第２圧力と、の位相を合わせる位相確認手段と、前記位相を合わせた状態で、前記第１圧力と前記第２圧力と、の差分を算出する差分処理手段と、を備えた呼吸情報取得装置である。
  前記位相確認手段は、前記第１圧力の圧変動の１周期分のデータと前記第２圧力の圧変動の１周期分のデータと、を算出して位相を合わせる手段であってもよい。
  前記位相確認手段は、前記第１圧力と前記第２圧力のピーク圧を検出し、ピーク圧の位相を合わせる手段であってもよい。
  前記酸素供給経路内に、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から前記患者への酸素供給を許可または遮断する切替弁を備えていてもよい。
  前記呼吸情報取得手段は微差圧センサを備え、前記酸素供給経路内の任意点と一定圧との両端で差圧を計測してもよい。
  本発明はまた、複数の吸着筒を切り替えて使用するＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されている状態の酸素供給経路内の周期的な圧変動である第１圧力と、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されない状態の前記酸素供給経路内の周期的な圧変動である第２圧力と、を計測する呼吸情報取得処理と、前記第１圧力と前記第２圧力と、の位相を合わせる位相確認処理と、前記位相を合わせた状態で、前記第１圧力と前記第２圧力と、の差分を算出する差分処理と、を備えた呼吸情報取得方法である。
  本発明によれば、酸素濃縮装置運転中に患者呼吸成分とＰＳＡに伴う圧変動成分とを切り分けて患者の呼吸情報を取得することができる。
実施形態１に係る酸素濃縮装置の構成を示す図である。 実施形態１に係る患者の呼吸情報を取得する形態を示す図である。 連続流１ＬＰＭ・延長チューブを１０ｍ追加した条件における、患者呼吸情報を含んだ圧データを示す図である。 連続流１ＬＰＭ・延長チューブを１０ｍ追加した条件における、予め記録しておいたＰＳＡ圧データを示す図である。 連続流１ＬＰＭ・延長チューブを１０ｍ追加した条件における、差分処理後の患者呼吸情報を示す図である。 連続流３ＬＰＭ・延長チューブを１０ｍ追加した条件における、患者呼吸情報を含んだ圧データを示す図である。 連続流３ＬＰＭ・延長チューブを１０ｍ追加した条件における、予め記録しておいたＰＳＡ圧データを示す図である。 連続流３ＬＰＭ・延長チューブを１０ｍ追加した条件における、差分処理後の患者呼吸情報を示す図である。 実施形態１に係る処理を示したフローチャートである。
  以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
  ［実施形態１のハードウェア構成］
  図１を用いて本実施形態に関わるＰＳＡ式酸素濃縮装置の構成を説明する。
  ＰＳＡ式酸素濃縮装置１は、ＰＳＡ式酸素濃縮装置１の外部から空気を取り込んで濃縮酸素ガスを生成する酸素生成部１１を備える。
  酸素装置外部から酸素生成部１１に取り込まれた空気はコンプレッサー１１１で圧縮され、第１切替弁１１２を介してシリンダー１１３に送られる。第１切替弁１１２は、複数のシリンダー１１３のいずれかとコンプレッサー１１１を連通することでシリンダー１１３に圧縮空気を送り込むとともに、その他のシリンダーを大気に開放する。シリンダー１１３には窒素ガスを選択的に吸着する吸着剤が充填されている。シリンダー１１３を通過した圧縮空気は窒素ガス濃度が低下し、濃縮酸素ガスとなる。濃縮酸素ガスは第２切替弁１１４を介して濃縮酸素バッファタンク１１５に貯蔵される。第２切替弁１１４は複数のシリンダー１１３のいずれかと濃縮酸素バッファタンク１１５とを連通または遮断する。
  酸素生成部１１は、第１切替弁１１２によりコンプレッサー１１１と複数のシリンダー１１３のいずれかを連通させるとともに、第２切替弁１１４により該コンプレッサー１１１と連通したシリンダー１１３と濃縮酸素バッファタンク１１５を連通させる。したがって、コンプレッサー１１１と複数のシリンダー１１３のいずれかと濃縮酸素バッファタンク１１５が連通され、生成された濃縮酸素ガスが濃縮酸素バッファタンク１１５に供給される。他方、コンプレッサー１１１と連通しないシリンダー１１３は、第２切替弁１１４により濃縮酸素バッファタンク１１５からと遮断された状態で、第１切替弁１１２を介して大気開放される。これにより、シリンダー１１３内が減圧し、吸着剤に吸着された窒素ガスを酸素濃縮装置外部に放出する。
  通常、シリンダー１１３に圧縮空気が送られた後は、第１切替弁１１２によって該コンプレッサー１１１と遮断された状態になり大気解放される。反対に、大気解放されていたシリンダー１１３は、第１切替弁１１２によって該コンプレッサー１１１に連結され、酸素圧縮の過程に移行する。このように、第１切替弁１１２によって複数のシリンダー１１３が交互に圧縮と大気解放を繰り返すことで、連続的に濃縮酸素ガスを供給することができる。
  濃縮酸素生成に伴うシリンダー１１３内部の圧力変化は非常に大きいため、シリンダー１１３の切り替えに伴って、シリンダー１１３下流の酸素ガス流路中の圧力には周期的な圧力変動が生じる。濃縮酸素バッファタンク１１５に貯蔵された濃縮酸素ガスは調圧弁１１６により該圧力変動が減衰されるように調整される。
  酸素生成部１１で圧力調整された濃縮酸素ガスは、コントロールバルブ１２１と流量計１２２から成る酸素流量制御部１２で酸素流量が制御され、加湿器１０１を介して酸素供給口１３より酸素濃縮装置外に供給される。なお、酸素流量制御部１２においてコントロールバルブ１２１と流量計１２２はどちらが流路の上流に備えられていてもよく、また酸素流量制御部１２にはその他の構成が含まれていても構わない。酸素濃縮器１は加湿器１０１を備えない構成とすることも可能である。
  図２は本発明の実施形態の一例を模式的に示したものであり、患者の呼吸情報を取得する形態の一例である。
  酸素濃縮装置１で生成された酸素は、延長チューブ２、鼻カニューレ３を経由して患者に供給される。一方、患者は酸素吸入中も常時呼吸をしており、患者の呼吸によって生じる圧変化が鼻カニューラ３や延長チューブ２、酸素濃縮装置１の方へ伝搬される。
  本実施形態においては、患者の呼吸圧を取得すべく、酸素供給経路内に呼吸情報取得手段４を接続する。図２では、一例として呼吸情報取得手段４が延長チューブに接続される場合を示す。ただし、呼吸情報取得手段４は加湿器１０１（酸素濃縮装置１が加湿器１０１を備えない場合は酸素流量制御部１２）と鼻カニューレ３の間に接続されていればよい。また呼吸情報取得手段４は酸素濃縮装置１の内部に設置されていてもよく、酸素濃縮装置１とは別体に酸素濃縮装置１の外部に設置されていてもよい。
  本願発明者らが鋭意検討を行った結果、調圧弁１１６によって圧力変動を減衰した後であっても、呼吸情報取得手段４に付加される圧力変動には濃縮酸素ガス生成時の加減圧に伴う圧力変動が含まれることが明らかとなった。この濃縮酸素ガス生成時に生じる圧力変動の振幅は呼吸圧力の振幅に比べて大きく、また呼吸圧力の振幅も酸素流路を通ることによる圧損で低下するため、呼吸情報取得手段４で計測される圧力から直接患者の呼吸圧力波形を計測することは困難である。
  この課題を解決するため本実施形態においては、呼吸情報取得手段４は、オリフィス５と、微差圧センサ６と、制御部７を備える。
  微差圧センサ６の一端は延長チューブ２に設けられた酸素供給経路内の分岐点に接続されている。すなわち微差圧センサ６の一端には、濃縮酸素ガス生成時の加減圧に伴う圧力変動と患者の呼吸圧力の双方を含む酸素供給経路内の圧力が直接入力されている。微差圧センサ６と酸素供給経路の分岐点の間には大気に連通する大気連通路が設けられており、大気連通路には第３切替弁８が設けられている。第３切替弁８は可変流量弁であり、その流量を調整することで微差圧センサ６に供給される圧力を調整する。
  微差圧センサ６の他端は、オリフィス５を介して酸素供給経路に接続されている。患者の呼吸圧は通常±１０～１００Ｐａ程度であるため、呼吸情報取得手段４にて呼吸圧を取得する為には微差圧センサ6はレンジ±100Ｐａ程度のセンサを用いるのが好ましい。酸素濃縮装置から酸素が供給されている状況では、酸素供給による供給圧が常に生じており、これは１ＬＰＭでも３００Ｐａ程度存在する。そのため微差圧センサ６の他端を大気解放した状態で、上述のように微差圧センサ６の一端を酸素供給経路に接続すると、微差圧センサ６のレンジをオーバーしてしまう。そのため、オリフィス５経由後の圧を微差圧センサ６の他端に印加することで、患者の呼吸情報を含んだ圧を微差圧センサ６のレンジ範囲内で取得することが好ましい。
  なお、上述のように微差圧センサ６の他端には微差圧センサ６のレンジをオーバーしない程度の圧力が印加されていればよく、その方法は本実施形態の例に限定されない。
  微差圧センサ６には制御部７が接続されている。制御部７は入出力インタフェースと第１メモリと第２メモリとＣＰＵ（中央演算装置）を備える。制御部７は微差圧センサ６で検出された患者の呼吸情報を含んだ圧を受け取って記録し、後述の処理を実行することで患者の呼吸情報を取得する。なお、第１メモリと第２メモリとは別体のメモリであってもよいし、単一のメモリ上を仮想的に分割したものであってもよい。
  延長チューブ２の、酸素供給経路の分岐点よりも下流側には、第４切替弁９が設けられている。第４切替弁は遮断弁であり、鼻カニューレ３への酸素供給を許可または遮断する。
  ［実施形態１で行われる処理の原理］
  図２に示す構成を用いて鼻カニューラ３から患者呼吸モデルの呼吸圧（呼気圧：３０Ｐａ、吸気圧：－５０Ｐａ、ＢＰＭ２０回）を印加し、呼吸情報を取得したデータを用いて、本実施形態で行われる処理の原理について説明する。
  連続流１ＬＰＭ（ｌｉｔｔｅｒ  ｐｅｒ  ｍｉｎｕｔｅ：リットル／分）、呼吸情報取得手段４の下流側に延長チューブ２を１０ｍ接続した時に取得しデータ群を図３、図４、図５に示す。連続流とは、濃縮酸素ガス供給方式のひとつで、連続的に一定流量の濃縮酸素ガスを供給する方式である。図３は患者の呼吸情報と酸素濃縮装置のＰＳＡ圧データとを含んだ圧データを示しており、そのうち計測開始から０～約１５秒の期間は患者呼吸圧を印加せずに酸素濃縮装置のＰＳＡ圧のみを計測する時間帯のデータとなっている。
  図４は予め取得して記憶媒体に記録しておいた酸素濃縮装置のＰＳＡ圧データを示している。ここで酸素濃縮装置によるＰＳＡ圧とは、上述したＰＳＡ式酸素濃縮装置により酸素を生成する際に発生するＰＳＡ式酸素濃縮装置の吸着筒周期に伴う周期的な圧変化である。したがって、ＰＳＡ圧の波形の周期は酸素濃縮装置の吸着筒切替周期と一致している。
  図４に示すように、ＰＳＡ圧の振幅は２０Ｐａ程度となっている。図３においては、ＰＳＡ圧に対して患者呼吸圧が重畳されているが、この条件では患者呼吸モデルの呼吸圧よりもＰＳＡ圧の方が相対的に大きいため、患者呼吸モデルの呼吸圧はＰＳＡ圧にかき消されてしまい観察することができない。そこで本願発明者らは鋭意検討を重ね、患者呼吸モデルの呼吸圧を得るために図３の成分から図４の成分をソフトウェア上で差し引くことによりＰＳＡ圧成分のみを除去する方法を考案した。
  両者の位相が合っている状態で、ソフトウェアにて差分処理をした結果を図５に示す。なお差分処理とは、任意時刻における両データの差を計算する処理である。上述のように、０～約１５秒までの時間は患者呼吸モデルの呼吸圧を印加しておらず、酸素濃縮装置が運転している状態であるため、特徴的な波形は見られない。一方、約１５秒以降には振幅約２０Ｐａの周期的な圧変動が観測できる。すなわち、患者呼吸モデルの呼吸圧を検出することができている。このように、ソフト差分処理を実施することで、酸素濃縮装置から鼻カニューラと延長チューブ１０ｍを介して酸素を連続的に１ＬＰＭ吸入している状況下においても患者の呼吸情報が取得可能である。
  連続流３ＬＰＭ、呼吸情報取得手段の下流側に延長チューブ１０ｍを接続した時に取得したデータ群を図６、図７、図８に示す。
  図６は図３と同様に患者の呼吸情報と酸素濃縮装置のＰＳＡ圧データとを含んだ圧データを示しており、そのうち計測開始から０～約１０秒の期間は患者呼吸圧を印加せずに酸素濃縮装置のＰＳＡ圧のみを計測する時間帯のデータとなっている。
  図７は予め取得して記憶媒体に記録しておいた酸素濃縮装置のＰＳＡ圧データを示している。図７と図４と比較して波形の形が変化しているのは、濃縮酸素を生成する際の吸着材にて窒素を吸脱着する駆動サイクルが、生成する酸素供給流量ごとで異なるためである。
  図３と同様、図６においても、ＰＳＡ圧に対して患者呼吸モデルの呼吸圧が重畳されているが、該条件でも患者呼吸モデルの呼吸圧よりもＰＳＡ圧の方が相対的に大きいため、患者呼吸モデルの呼吸圧はＰＳＡ圧にかき消されてしまい観察することができない。図５と同様に、両データの位相を合わせた状態で差分処理した結果を図８に示す。図５と同様に、呼吸圧が印加されている測定開始約１０秒以降から周期的にみられている振幅２０Ｐａ程度の圧変動が観測できる。すなわち、患者呼吸モデルの呼吸圧を検出することができている。このように、上述した方法によれば、延長チューブを１０ｍ追加したり、供給酸素流量を３ＬＰＭにしたりした条件においても精度よく患者の呼吸情報を取得できることがわかる。
  ［実施形態１で行われる処理］
  ステップＳ１において、酸素濃縮装置１の電源をＯＮにすると、酸素濃縮装置１は運転を開始し濃縮酸素ガスの供給を開始する。同時に、制御部７は、酸素供給経路内の圧データである差圧センサ６の計測値を受け取って記録を開始する。さらに、制御部７は計測開始（電源ＯＮ）からの時間のカウントを開始してステップＳ２に進む。本実施形態においては、酸素供給経路内の圧から、図４および図７に示したデータに相当する患者呼吸情報を含まないＰＳＡ圧データを取得する。具体的には、ステップＳ２において、ステップＳ１における酸素供給経路内に係る圧データの計測を開始した後、所定時間が経過したか否かを判断する。所定時間は、少なくともＰＳＡ圧周期の１周期分の圧データを取得することが可能な程度の長さで設定される。ここで、患者の呼吸周期は通常３秒程度、長くても６秒程度である。ＰＳＡ圧周期が６秒以上の場合は、ＰＳＡ圧の１周期分の測定データには少なくとも１周期分以上の患者呼吸情報が含まれる。一方、ＰＳＡ圧周期が６秒未満の場合は、ＰＳＡ圧の１周期分の測定データに１周期分以上の患者呼吸情報が含まれないため、所定時間は６秒以上が好ましい。
  なお、ＰＳＡ圧データは電源ＯＮとする毎に計測することなく、予め制御部７のメモリに記録しておいた所定値を用いることも可能である。しかし、酸素濃縮装置１の使用に伴う吸着材の経年劣化が起きた場合、窒素の吸着量は劣化につれて減少する。すると、本来吸着できていたはずの窒素がシリンダー内に気体として存在することになるので、シリンダー内の気体圧が増加して、結果的にＰＳＡ圧も高くなっていくと考えられる。したがって例えば酸素濃縮装置の出荷前に設定したＰＳＡ圧データの所定値は、経年劣化後の実際のＰＳＡ圧データとの間に乖離が生じる。すると後の工程で差分処理をしたときに、ＰＳＡ圧データの乖離分がノイズとなり、算出される呼吸情報の精度が低下する可能性がある。そのため、ＰＳＡ圧データは電源ＯＮとする毎に毎回計測することが好ましい。
  ステップＳ２において所定時間が経過していないと判断された場合は、ステップＳ３に進み、第４切替弁９を閉じて第３切替弁８を開放する。このとき、第３切替弁８の開度は、延長チューブ２と鼻カニューレ３を合わせた圧力損失分となる所定開度とすることが好ましい。該所定開度は延長チューブの長さに応じて複数の所定開度のうちから選択するものとすることもできる。第４切替弁９を閉じることにより、微差圧センサ６は患者への酸素供給を遮断される。したがって、酸素供給経路内の圧から、患者呼吸情報を含まないＰＳＡ圧データを計測することができる。
  その後ステップＳ４において、酸素供給経路内の圧データを制御部７の第１メモリと第２メモリに格納する。なお、切替弁の弁開度が安定した後にデータ取得した方が信頼性のあるデータがとれるため、計測開始から一定時間、例えば０．１秒以上経過してからデータ取得を開始してもよい。制御部７は、酸素供給経路内に係る圧データの計測を開始した後、所定時間が経過するまではステップＳ３およびステップＳ４の処理を繰り返す。すなわち、少なくともＰＳＡ圧周期の１周期分の圧データを含む期間、患者呼吸情報を含まないＰＳＡ圧データを第１メモリと第２メモリに記録する。
  ステップＳ２において所定時間が経過されたと判断された場合、処理はステップＳ５に進み、第３切替弁８を閉じて第４切替弁９を完全に開放する。これにより、患者への酸素供給を開始する。そしてこれ以後は、微差圧センサ６の計測値は患者の呼吸情報を含むこととなる。
  その後、ステップＳ６において酸素供給経路内に係る圧データを第１メモリに格納する。
  ステップＳ７において、ステップＳ８の差分処理に先だって、第１メモリに格納してあるデータと第２メモリに格納してあるデータとの位相を確認し、必要な場合は位相を合わせる位相確認処理を行う。
  上述の本実施形態で行われる処理の原理の説明においては、図３と図４のデータは位相が合った状態であることを前提として説明した。しかし、実際は図３と図４のデータはそれぞれ取得したタイミングが異なる場合があり、その場合は二つのデータの位相が異なる。位相が異なっている状態で差分処理をすると、位相がずれていた部分がノイズとなって出力され、最終的に呼吸情報取得時の精度が落ちてしまう。そのため、ソフトウェア上で差分処理をするためには両者の位相が合っていることを確認する必要がある。ここで、二つのデータの位相があっている状態とは、制御部７にて計測した両データの圧ピーク（極大値）を示している時間データ成分が一致している状態である。位相が合っていない場合、位相を合わせる方法としては、両データのＰＳＡ圧ピーク値を揃える方法や、両データの圧波形を時間微分して計測圧の時間変化が大きい地点で時間データ成分を揃える方法などがある。
  本実施形態においては、まず、制御部７は第１メモリに格納してあるデータからＰＳＡ圧周期の１周期分ごとにデータを取り出す。具体的には、第１メモリに格納してある圧データのピーク（極大値）と次のピークの時間間隔がＰＳＡ圧周期の１周期分に相当するため、第１メモリに格納してあるデータのピークをそれぞれ検出し、ピークと次のピークの時間間隔を求めて、ピークと次のピークの時間間隔ごとでデータを取り出す。なお、上述のように計測開始から一定時間経過したデータの方が信頼性が高いことから、計測開始から一定時間経過するまでのデータは用いないこととしてもよい。これは第２メモリに格納してあるデータについても同様である。一方で、制御部７は第２メモリに格納してあるデータから、同様の方法にてＰＳＡ圧周期１周期分のデータであるＰＳＡ圧周期データを取り出す。
  ステップＳ８において、ステップＳ７にて位相を合わせたＰＳＡ圧周期の１周期分ごとに取り出された第１メモリに格納してあるデータと第２メモリに格納してあるデータから取り出されたＰＳＡ圧周期データとの差分処理を行う。これにより、ＰＳＡ圧周期の１周期分の患者呼吸情報を有するデータが得られる。
  なお、位相確認処理および差分処理はＰＳＡ圧周期の１周期分のデータ長で実行する必要はなく、第１メモリに格納してあるデータからＰＳＡ圧周期の所定回数周期分ごとにデータを取り出すとともに、第２メモリに格納してあるデータから取り出されたＰＳＡ圧測定データを所定回数周期分つなぎ合わせたデータを作成し、両データを用いて差分処理に用いるＰＳＡ圧データを作成することもできる。
  ステップＳ９において、ステップＳ８において取得した患者呼吸情報を有するデータを解析して患者呼吸情報、例えば呼吸の強弱や呼吸頻度を取得する。さらに、各々のＰＳＡ圧周期の１周期分の患者呼吸情報を有するデータをつなぎ合わせれば、電源ＯＮからの全期間に関する患者の呼吸情報を有するデータを得ることができ、これを用いて平均的な呼吸の強さや使用時間内における呼吸数を取得することができる。
  ステップＳ１０において、酸素濃縮装置の電源がＯＦＦか否かを判断する。ステップＳ１０において、酸素濃縮装置の電源がＯＦＦと判断されない場合は、ステップＳ５に戻り、ステップＳ６からステップＳ９の処理を繰り返す。
  ステップＳ１０において、酸素濃縮装置の電源がＯＦＦと判断された場合は、該フローチャートを終了する。
  以上説明したように、本実施形態によれば、酸素濃縮装置運転中に患者呼吸圧を計測したデータから患者呼吸成分とＰＳＡに伴う圧変動成分とを切り分けて患者の呼吸情報を取得することができる。
１：酸素濃縮装置
１１：酸素生成部
１２：酸素流量調整部
１３：酸素供給口
１１１：コンプレッサー
１１２：切替弁
１１３：シリンダー
１１４：切替弁
１１５：濃縮酸素バッファタンク
１１６：調圧弁
１２１：コントロールバルブ
１２２：流量計
１０１：加湿器
２：延長チューブ
３：鼻カニューレ
４：呼吸情報取得手段
５：オリフィス
６：微差圧センサ
７：制御部
８：第３切替弁
９：第４切替弁

Claims (6)

  1.   複数の吸着筒を切り替えて使用するＰＳＡ式酸素濃縮装置に用いられる呼吸情報取得装置において、
      前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されている状態の酸素供給経路内の周期的な圧変動である第１圧力と、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されない状態の前記酸素供給経路内の周期的な圧変動である第２圧力と、を計測する呼吸情報取得手段と、
      前記第１圧力と前記第２圧力と、の位相を合わせる位相確認手段と、
      前記位相を合わせた状態で、前記第１圧力と前記第２圧力と、の差分を算出する差分処理手段と、
      を備えた呼吸情報取得装置。
  2.   前記位相確認手段は、前記第１圧力の圧変動の１周期分のデータと前記第２圧力の圧変動の１周期分のデータと、を算出して位相を合わせる手段である、呼吸情報取得装置。
  3.   前記位相確認手段は、前記第１圧力と前記第２圧力のピーク圧を検出し、ピーク圧の位相を合わせる手段である、請求項１または２に記載の呼吸情報取得装置。
  4.   前記酸素供給経路内に、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から前記患者への酸素供給を許可または遮断する切替弁を備える、請求項１から３のいずれかに記載の呼吸情報取得装置。
  5.   前記呼吸情報取得手段は微差圧センサを備え、前記酸素供給経路内の任意点と一定圧との両端で差圧を計測する、請求項１から４のいずれかに記載の呼吸情報取得装置。
  6.   複数の吸着筒を切り替えて使用するＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されている状態の酸素供給経路内の周期的な圧変動である第１圧力と、前記ＰＳＡ式酸素濃縮装置から患者に酸素が供給されない状態の前記酸素供給経路内の周期的な圧変動である第２圧力と、を計測する呼吸情報取得処理と、
      前記第１圧力と前記第２圧力と、の位相を合わせる位相確認処理と、
      前記位相を合わせた状態で、前記第１圧力と前記第２圧力と、の差分を算出する差分処理と、
      を備えた呼吸情報取得方法。
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