JPH0239264B2

JPH0239264B2 -

Info

Publication number: JPH0239264B2
Application number: JP58080687A
Authority: JP
Inventors: Takashi Tsuji
Original assignee: Nippon Zeon Co Ltd
Current assignee: Zeon Corp
Priority date: 1983-05-11
Filing date: 1983-05-11
Publication date: 1990-09-04
Also published as: JPS59206698A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は血液ポンプ装置等の気体駆動型ポンプ
の駆動装置に関するものである。

この種の駆動装置として、例えば第１図に示す
ように構成したものが知られている。図中符号１
は圧縮機、２は真空ポンプ、３は正圧タンク、４
は負圧タンク、５は電磁切換弁、６は減圧弁であ
る。

圧縮機１により正圧タンク３内が所定の正圧に
維持され、また真空ポンプ２により負圧タンク４
内が所定の負圧に維持されていて、電磁切換弁５
により正圧タンク３と負圧タンク４から駆動圧出
口７に設けた血液ポンプ装置等の気体駆動型ポン
プ８に正圧と負圧が交互に作用して（加圧、吸引
して）これを駆動する。

上記駆動装置によれば、気体駆動型ポンプ８に
一定圧を供給して定格通りに動作させるために、
正圧タンク３、負圧タンク４のタンク容量を気体
駆動型ポンプ８のポンプ容量に比して例えば数十
倍（40倍〜50倍）程度大きく設定する必要があ
る。

この理由は次の通りである。すなわち、電磁切
換弁５により正圧タンク３が開いたときには該タ
ンク３内の圧力が低下し、また負圧タンクが開い
たときには該タンク４内の圧力が上昇するが、タ
ンク容量が充分に大きいときにはこれら圧力低
下、圧力上昇は無視し得る程度である。しかし、
タンク容量が充分でないときには圧力低下、圧力
上昇の割合は大きい。減圧弁６は、一般に応答速
度がそれほど速くないために、これら圧力低下、
圧力上昇を直ちに補償することができず、圧力低
下、圧力上昇の影響が駆動圧出口７や気体駆動型
ポンプ８の圧力波形にあらわれてしまう。第２図
の実線Ａは圧力低下の影響があらわれた圧力波形
を示している。

なお、第２図中一点鎖線Ｂは圧力低下のない理
想圧力波形を示し、また点線Ｃは気体の補充がな
い場合の正圧タンク３の圧力曲線を示し、また二
点鎖線Ｄは減圧弁６の動作による圧力曲線を示し
ている。

また、駆動圧出口７と気体駆動型ポンプ８との
間の流路が長く、かつこの流路が細い可撓性ホー
スにより形成されている場合には、圧力低下の影
響の外に管内抵抗及び管の変形等の影響が加わ
り、気体駆動型ポンプ８での圧力波形は第３図に
示すようにローパスフイルタを通した如き波形と
なつてしまう。

特に、血液ポンプ装置では、血液ポンプの呈す
る血圧曲線が自然心臓のそれにできる限り近いこ
と、最も理想的には同じであることが必要であ
り、このため血液ポンプ装置を駆動する装置で
は、上述のような圧力低下や圧力上昇を極力抑え
なければならず、タンク３，４の容量は充分に大
きく設定する必要がある。

以上のようなタンク３，４の容量を充分に大き
くする必要があることから、装置はこれらタンク
３，４によりほとんど占められてしまい、小型化
しにくい問題がある。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、そ
の目的とするところは、気体駆動型ポンプを定格
通りに動作させることができる上に、タンク容量
を小さくして装置全体を小型化することができる
気体駆動型ポンプの駆動装置を提供することであ
る。

すなわち、本発明は高圧源（圧縮機）に接続さ
れた正圧タンクと、負圧源（真空ポンプ）に接続
された負圧タンクとを具備し、これらタンクから
駆動圧出口に装備された気体駆動型ポンプに正圧
と負圧とを交互に作用して駆動するようにした気
体駆動型ポンプの駆動装置において、前記正圧タ
ンクの入口側に設けられる調圧弁（減圧弁）と前
記高圧源との間から分岐して該調圧弁と前記気体
駆動型ポンプとの間に接続される分岐ラインおよ
び／または前記負圧タンクの入口側に設けられる
調圧弁（減圧弁）と前記負圧源との間から分岐し
て該調圧弁と前記気体駆動型ポンプとの間に接続
される分岐ラインを設けて、前記正圧タンクから
正圧あるいは前記負圧タンクから負圧を気体駆動
型ポンプに作用する時、これと同期して該分岐ラ
インから直接前記正圧よりも高圧の正圧あるいは
前記負圧よりも低圧の負圧が短時間作用するよう
に構成してなることを特徴としている。

以下本発明の一実施例を図面を参照して説明す
る。

第４図は本発明の駆動装置の一例を示すブロツ
ク図である。図中第１図に示す部分と同一部分に
は同一符号を付してその説明を省略する。

本実施例では、圧縮機１、正圧タンク３ａ、電
磁切換弁５及び駆動圧出口７等からなる正圧ライ
ン９に、正圧タンク３ａの入口側の減圧弁６と圧
縮機１との間から分岐して駆動圧出口７に接続さ
れて、圧縮機１と駆動圧出口７とを直接連結する
分岐ライン１０を設けている。また、真空ポンプ
２、負圧タンク４ａ、電磁切換弁５及び駆動圧出
口７等からなる負圧ライン１１に、負圧タンク４
ａの入口側の減圧弁６と真空ポンプ２との間から
分岐して駆動圧出口７に接続されて、真空ポンプ
２と駆動圧出口７とを直接連結する分岐ライン１
２を設けている。

分岐ライン１０には調圧弁１３と電磁弁１４と
が設けられ、また分岐ライン１１には同じく調節
弁１５と電磁弁１６とが設けられている。

電磁弁１４，１６は図示しない制御装置により
電磁切換弁５と同期して動作する。第５図は電磁
弁１４，１６と電磁切換弁５のタイミングチヤー
トを示している。同図によると、電磁切換弁５が
正圧タンク３ａ側に切換わつたとき、これに同期
して電磁弁１４が短時間開く（第５図ｂ）。また、
電磁切換弁５が負圧タンク４ａ側に切換わつたと
き、これに同期して電磁弁１６が短時間開く（第
５図ｃ）。

すなわち、本実施例では、電磁切換弁５と同期
して電磁弁１４，１６が動作することにより、正
圧タンク３ａ、負圧タンク４ａから気体駆動型ポ
ンプ８に正圧、負圧が作用するとき、これに同期
して圧縮機１、真空ポンプ２からも分岐ライン１
０，１２を通して気体駆動型ポンプ８に直接正
圧、負圧が作用し、圧力低下、圧力上昇の影響を
なくしている。分岐ライン１０からの正圧は正圧
タンク３ａよりも高圧で、また分岐ライン１２か
らの負圧は負圧タンク４ａよりも低圧である。

第６図及び第７図は正圧作用時（加圧気体供給
時）における駆動圧出口７、気体駆動型ポンプ８
での圧力波形を示している。同図によると、正圧
タンク３ａのみでは二点鎖線Ｆに示すように圧力
低下の影響により減圧弁６が応答するまでの間、
所定圧力に達しないが、電磁切換弁５に同期して
短時間開く電磁弁１４により分岐ライン１０を介
して圧縮機１から直接加圧気体が作用して（点線
Ｇ参照）、正圧供給当初における圧力低下を補償
し、駆動圧出口７、気体駆動型ポンプ８での圧力
波形は実線Ｅに示すようにある程度理想波形Ｂに
近づく。なお、第６図の二点鎖線Ｆは第２図に示
す実線Ａと対応し、また第７図の二点鎖線Ｆは第
３図に示す実線Ａと対応している。

従つて、正圧タンク３ａ、負圧タンク４ａの容
量を前述のように大きく設定することなく、気体
駆動型ポンプを定格通りに動作させることが可能
となる。

電磁弁１４，１６よりの気体量は、電磁弁１
４，１６の弁口径、流路の長さ、調節弁１３，１
５の開度等より調節できる。駆動圧出口７から気
体駆動型ポンプ８までの流路１８（可撓性ホー
ス）を一定の長さに設定すれば、電磁弁１４，１
６の弁口径等で気体量を調節でき、調節弁１３，
１５は必要としない。

気体駆動型ポンプ８には、人工心臓用の血液ポ
ンプ装置が使用される。この血液ポンプ装置は、
例えば第８図に示すように、気体を導入及び排出
する為のポート２０を有した耐圧性のハウジング
アウタケース２１内に偏平袋状の血液チヤンバー
２２を、その上部に設けたつば部２３を介して気
密に収納して構成されている。つば部２３には血
液導入用導管２４と、血液排出用導管２５とがほ
ぼ平行に立設されていて、これら血液導入用導管
２４と血液排出用導管２５には逆止弁２６，２７
が設けられている。

ポート２０は駆動圧出口７に接続されていて、
ハウジングアウタケース２１に加圧気体が導入さ
れると、該気体の圧力により血液チヤンバー２２
が押しつぶされ、血液チヤンバー２２内の血液は
逆止弁２７を通じて血液排出用導管２５から押し
出される。次いで、ハウジングアウタケース２１
内を減圧すると、血液チヤンバー２２はその弾性
復元力により膨張し、逆止弁２６が開き血液導入
用導管２４から血液チヤンバー２２内に血液が導
入される。この動作を順次繰返すことによつて、
血液を周期的に送り出す。

なお、第４図中２９は正圧タンク９に設けたタ
ンク、３０は負圧タンク１１に設けたタンクであ
り、圧縮機１あるいは真空ポンプ２の圧力を蓄え
るもので、必ずしも必要としない。

次に上記実施例の作用を説明する。

圧縮機１により正圧タンク３ａ内が所定の正圧
に維持され、また真空ポンプ２により負圧タンク
４ａ内が所定の負圧に維持されている。そして、
電磁切換弁５が正圧タンク３ａ側に切換わると、
加圧気体が該電磁切換弁５から駆動圧出口７を通
つてポート２０からハウジングアウタケース２１
内に供給される。このとき、電磁切換弁５に同期
して電磁弁１４が開き、圧縮機１から直接加圧気
体が短時間ポート２０からハウジングアウタケー
ス２１内に供給される。従つて、加圧気体の供給
当初において正圧タンク３ａ内で圧力低下が生じ
ても、ハウジングアウタケース２１内の圧力波形
には何ら影響を与えない。このため、ハウジング
アウタケース２１内は立上がりの遅れがなく所定
圧力に加圧され、これにより血液チヤンバー２２
から血液が逆止弁２７を通じ血液排出用導管２５
から押し出される。

次いで、電磁切換弁５が負圧タンク４ａ側に切
換わると、ハウジングアウタケース２１内から気
体がポート２０を通り、負圧タンク４ａ内に吸引
され、該負圧タンク４ａから減圧弁６を通り真空
ポンプ２により外部に排出される。このとき、電
磁切換弁５に同期して電磁弁１６が開き、真空ポ
ンプ２によりハウジングアウタケース２１内から
直接気体が吸引される。従つて、気体の吸引当初
において負圧タンク４ａ内で圧力上昇が生じて、
ハウジングアウタケース２１内は立下がりの遅れ
がなく所定圧力に減圧され、これにより逆止弁２
６が開き（この時逆止弁２７は閉じている）血液
導入用導管２４から血液が血液チヤンバー２２内
に導入される。

従つて、血液ポンプ装置を定格通りに動作させ
ることができ、該血液ポンプ装置の呈する血圧曲
線を自然心臓のそれにできる限り近づけることが
可能となる。

上記実施例では、血液ポンプ装置に適用した場
合を示したが、これに限定されず、通常の気体駆
動型ポンプに広く適用できる。

また、適用する気体駆動型ポンプによつては、
正圧ライン９あるいは負圧ライン１１のいずれか
一方にのみ分岐ラインを設けてもよい。

さらに、第９図に示すように、分岐ライン１
０，１２を駆動圧出口７に接続する代わりに、分
岐ライン１０，１２に設けられた弁１４，１６の
出口を正圧タンク３ａ、負圧タンク４ａに接続し
てもよい。要は、減圧弁６と空気駆動型ポンプ８
の間ならばどこでもよく、これにより減圧弁６の
応答遅れを補償することができる。

さらにまた、電磁切換弁５の代わりに、正圧タ
ンク３ａ、負圧タンク４ａの出口側にそれぞれ電
磁弁を設けて、これら電磁弁を交互に開くように
してもよい。

以上説明したように本発明によれば、正圧タン
クの入口側に設けられる調圧弁（減圧弁）と高圧
源（圧縮機）との間から分岐して該調圧弁と気体
駆動型ポンプとの間に接続される分岐ラインおよ
び／または負圧タンクの入口側に設けられる調圧
弁（減圧弁）と負圧源（真空ポンプ）との間から
分岐して該調圧弁と気体駆動型ポンプとの間に接
続される分岐ラインを設けて正圧タンクから正圧
あるいは負圧タンクから負圧を作用する時、これ
と同期して該分岐ラインから直接前記正圧よりも
高圧の正圧あるいは前記負圧よりも低圧の負圧が
短時間作用するように構成してあるので、正圧タ
ンク、負圧タンクのタンク容量を気体駆動型ポン
プのポンプ容量に比して充分に大きく設定するよ
うなことをしなくても該気体駆動型ポンプに一定
圧力を供給して定格通り動作させることができ
る。このため正圧タンク、負圧タンクを小容量に
して装置の小型化を図ることが可能となる。ま
た、駆動圧出口と気体駆動型ポンプとを長尺な小
径の可撓性ホースで連結しても管内抵抗等の影響
をなくすことが可能である。

次に本発明の具体例を説明する。

第４図に示す駆動装置を使用して、ポンプとチ
ユーブの合計容量200c.c.の血液ポンプを駆動しハ
ウジングアウタケース内の圧力波形を圧力トラン
ジユーサにより測定した。得られた圧力波形を第
６図の実線で示した。このとき、正圧タンク３ａ
のタンク容量及び圧力は２、0.26Kg／cm²であ
り、また負圧タンク４ａのタンク容量及び圧力は
２、−0.03Kg／cm²であつた。また、電磁弁１４，
１６の開時間は80mmsecで、分岐ライン１０から
の正圧の圧力は１Kg／cm²、分岐ライン１２からの
負圧の圧力は−0.799Kg／cm²あつた。

比較例として第１図に示す駆動装置を使用し
た。この場合、第１０図の実線で示す圧力波形を
得るためには、正圧タンク３のタンク容量は10
必要であり、また負圧タンク４のタンク容量は10
必要であつた。

すなわち、本発明では、第１図に示す駆動装置
に比して、正圧タンク３ａのタンク容量を５分の
１まで縮小でき、また負圧タンク４ａのタンク容
量を５分の１まで縮小できた。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の装置のブロツク図、第２図及び
第３図は圧力低下の影響が表われた圧力波形図、
第４図は本発明の一実施例を示すブロツク図、第
５図ａ，ｂ，ｃは電磁切換弁５、電磁弁１４，１
６のタイムチヤート、第６図及び第７図は本発明
の装置を使用したときの圧力波形図、第８図は血
液ポンプ装置の一例を示す分解斜視図、第９図は
他の実施例を示す一部省略ブロツク図、第１０図
は第１図の装置を使用したときの圧力波形図であ
る。１…高圧源（圧縮機）、２…負圧源（真空ポン
プ）、３ａ…正圧タンク、４ａ…負圧タンク、５
…電磁切換弁、６…調圧弁（減圧弁）、７…駆動
圧出口、８…気体駆動型ポンプ、１０，１２…分
岐ライン。

Claims

【特許請求の範囲】

１高圧源に接続された正圧タンクと、負圧源に
接続された負圧タンクとを具備し、これらタンク
から駆動圧出口に装備された気体駆動型ポンプに
正圧と負圧とを交互に作用して駆動するようにし
た気体駆動型ポンプの駆動装置において、前記正
圧タンクの入口側に設けられる調圧弁と前記高圧
源との間から分岐して該調圧弁と前記気体駆動型
ポンプとの間に接続される分岐ラインおよび／ま
たは前記負圧タンクの入口側に設けられる調圧弁
と前記負圧源との間から分岐して該調圧弁と前記
気体駆動型ポンプとの間に接続される分岐ライン
を設けて、前記高圧タンクから正圧あるいは前記
負圧タンクから負圧を気体駆動型ポンプに作用す
る時、これと同期して該分岐ラインを介し高圧源
あるいは負圧源から直接前記正圧よりも高圧の正
圧あるいは前記負圧よりも低圧の負圧が短時間作
用するように構成してなることを特徴とする気体
駆動型ポンプの駆動装置。