JPH0412983B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） この発明は、患者の体腔から流体を取り出すた
めの装置に関する。より詳しくは本発明は、その
ような流体を取り出すのに使われるカテーテル付
近にまたはそれに直接取り付けて使用でき、更に
所定の間隔で作動し、取り出した流体の少量を正
の圧力下でカテーテル内へ戻して取出通路を一掃
する装置からなる。

（従来の技術と課題） 胃などの患者の体腔から流体を規則正しく除去
するのに、間欠的な吸引装置が使われており、一
般に手術後に使用されている。このような装置
は、中央配管系を介して病院の回復室で得られる
主真空源によつて作動可能である。

非間欠的な吸引装置では、病院施設の真空系が
流体を連続的にリザーバ内へ取り出し、収集容器
が一杯になるかあるいは病院の操作員が系を外し
たときにだけ、取出サイクルは中断する。

間欠的な吸引では、流体の連続的な取り出しが
時間調整された間隔で間欠的に中断される。一部
の装置では、ライン中の障害物を一掃したりある
いはカテーテルを胃壁から離すため、流体の一部
が患者の体内へと戻されるように、流体を取り出
す配管に加えられる真空が大気圧へと周期的に解
放される。かかる方式に伴う一つの困難は、重力
によつてある程度の逆流を引き起こすため、収集
容器を患者より高い位置に配置しなければならな
いことである。こうした装置はしばしば、真空を
与えるレセプタクルの高さで、病室の壁上のタイ
ミング装置自体内に組み入れられている。更に重
力は、患者から流体を運ぶ配管がめつたに連続状
の流体を含まず、もつと頻繁に気体のポケツトを
運ぶようにする点でも効果的でないことが多かつ
た。流体を取り出すラインを大気圧の戻す型の代
表的な装置はウールリツヒ・シーラツフ（Ulrich
Sieleff）に付与された米国特許第3659605号に開
示されている。

幾つかの問題点を解決しようとする過程で、先
に患者から取り出された確実な量の流体を再び患
者の方へ逆に送つて通路を洗い流す正パルス装置
が提案されている。このような一つの装置は、カ
イザー（Kayser）等に付与された米国特許第
4315506号に開示されている。

しかし、カイザー等の装置に伴う困難の一つ
は、患者に至る吸引ライン中に設けられた膨張可
能な還流室を特徴としていることである。この還
流室は、引つ込められて還流室を膨張させるピス
トンを備え、このピストンが所定の時間間隔で還
流室を収縮させて、内部の流体を患者の方に戻し
通路中の障害物を一掃する。

しかし、１つのピストンと膨張室を用いている
ので、カイザー等のピストンのストロークの大部
分は、患者に至るライインが開いているが真空源
からのラインは閉じている状態で生じる。従つ
て、膨張する還流室は実施上、排出されている患
者の体腔に加えられる真空を更に引いてしまう。
このため、患者に加えられる真空の量が、その患
者に適切なものとして医師によつて決められた調
整真空を越えて増加する可能性がある。

カイザー等の装置が実施上患者から過剰の真空
を引くという上記の可能性が、カイザー等の装置
の患者に至るカテーテルへの適用を妨げてきた。
このようなカテーテルは比較的不撓性なので、実
際のカテーテル開口地点またはその近くにおける
かかる真空の引きは、患者の体腔に達する真空に
極めて重大な影響を及ぼす。従つて、カイザー等
の装置の実際の位置は、カテーテルを収集びん等
その他の備品へと接続する配管の端部に設けるこ
とが考えられてきた。一般に、この配管の長さは
約1.8ｍ（６フイート）で、また流体を取り出す
ための一般的な配管は便利さのため比較的可撓性
で、そのため膨張性でもある。

従つて、実際の患者用カテーテルから離れた位
置におけるカイザー等の装置の使用は、可撓性の
配管中にリザーバ効果を生じていた。そこで、障
害物を一掃するために患者へ至るラインへ戻され
る流体の量は、その効果が膨張性配管の長い長さ
によつて生じるリザーバで消失するので比較的大
きくしなければならず、また戻される量は患者の
体内に挿入されたカテーテルの端部で、排出され
ている体腔の内壁にカテーテルが接触しないよう
にする効果を与える必要があつた。

つまり、カイザー等の装置は比較的大きな容
積、すなわち構造を必要とし、患者用カテーテル
から離してしか使えなかつた。

（課題を解決するための手段） 本発明は、患者に加えられる真空がいかなる量
にせよ医師によつて設定されたレベルを越えるの
を防ぐ二室式の正パルス装置を提供することによ
つて、前記方式の問題を解消するものである。更
に、本発明の正パルス装置は過剰の真空が患者に
達するのを防止できるので、カイザー等の装置よ
りもはるかに小型にでき、患者の体内に入れられ
るカテーテルに近付けて又はそれに直接取り付け
て使える。

すなわち、調整器、収集びん及び作動手段を患
者から一定の距離だけ離して位置可能とする正の
パルスを用いたシステムを使える他、患者にパル
スを実際に与える正パルス装置は、カテーテルに
直接又はそれに極めて近付けて取り付けることが
でき、従つてそこから患者の体腔内に至る通路は
比較的不撓性となる。寸法の減少によつて、正パ
ルス装置全体は、効率的且つ確実に正のパルスを
患者に与えつつ、かなり安価に製造できる。

カテーテルパルス装置は２つの真空信号源に基
づいて作動され、その一方の調整された真空信号
源が患者の体腔に達するのに使われ、有資格者に
よつて設定される一方、他方の信号は調整される
必要がなく、正パルス装置を制御してその還流室
を膨張させるためにのみ使われる。好ましい実施
例では、調整真空が大気圧に切り換わつてから所
定の時間後に、後者の信号が大気圧へ切り換わる
ように時間遅延される。装置自体内で複数の室を
用いることによつて、非調整の真空信号は正パル
ス装置内の信号室において隔絶され、患者に接続
している通路には達しない。また正パルス装置
は、患者に至る調整真空を制御し、且つ膨張する
還流室が調整真空の設定点にほぼ等しい真空を患
者に至るライン上に生じた時点またはその近くで
有意な量だけ開く弁を含む。従つて還流室は、該
当の患者について指定された調整真空を越えるど
んな真空も患者の体腔に生じることなく、膨張し
続けることができる。

正パルス装置は、前述の特徴及び利点を具備し
た本発明の好ましい実施例を示す添付図面に例示
してある。

（実施例） 第１図を参照すると、正パルス吸引システムの
フロー図が示してあり、患者の体内から流体を除
去する新規な正パルス装置を一つの構成要素とし
て有する。

真空源１０が、吸引システムを作動させるため
の調整された真空を与える。真空源は病院内では
比較的普及しており、中央真空ポンプシステムか
ら個々の病室内に真空源を提供する。このような
病院システムの真空は一般に、300〜600mmHgの
範囲である。

間欠的な吸引制御装置すなわちISU１２が配管
１４のような適切な連結手段によつて真空源１０
に連結されている。ISU１２はウールリツヒ・シ
ーラツフ（Ulrich Sieleff）に付与された米国特
許第3659605号に開示されている装置で代表され
るが、後述する特定型の正パルス装置ISU１２を
適応させるため、シーラツフの装置に一部の変形
が施してある。本発明で使われる特定のISU１２
は、患者から排出された流体を受け入れる収集容
器１８に通ずる調整真空ライン１６と、後述する
正パルス装置２２に直接通ずるもう１つの真空信
号ライン２０とを有する。

正パルス装置２２には、調整真空ライン２４も
接続されている。通常比較的不撓性のすなわち非
膨張性のカテーテル２６も正パルス装置２２に取
り付けられており、開放カテーテル端２８が吸引
したい流体へ到達するように、患者の体内に入れ
られる。後述するように、本発明に基づく特定の
正パルス装置２２の特徴のひとつにより、比較的
不撓性の通路だけが正パルス装置２２と開放カテ
ーテル端２８との間にあるように、装置２２は開
放カテーテル端２８から遠い方のカテーテル端又
はその近くに位置決めされる。流体用のもう１つ
の通路と調整真空ライン２４並びに真空信号ライ
ン２０と調整真空ライン１６は、普通の比較的可
撓性の医療用チユーブである。

次に第２図を参照すると、本発明で使用可能な
ISU１２のフロー図が示してある。ISU１２の全
般的な目的は、患者に対して最終的に使われる調
整真空信号と、調整する必要がなく正パルス装置
を作動させるための真空信号として作用するもう
１つの信号源とを提供することにある。本ISU１
２は空気圧によつて作動されるが、これらの信号
を電子スイツチまたは他の手段によつて得ること
もできる。

ISU１２と前記シーラツフの特許の間欠的な吸
引装置との重要な相違の１つは、ISU１２が２つ
の真空出力信号を有することである。作動に際し
て、ISU１２は、２つの出力、すなわち一方は調
整され、もう一方は調整される必要のない２つの
出力に真空を同時に供給する。患者からの吸引の
際、ISU１２は両方の出力に真空を同時に供給
し、吸引サイクルの後、ISU１２は患者への調整
真空ラインを大気圧に戻す。所定の短い時間後、
他方の真空出力は大気圧に戻される。

第２図では、真空源１０は、第１図に関して説
明したようにISU１２に真空を提供する。この真
空源はまず“オン−オフ”スイツチ３０によつて
制御され、該スイツチは、装置が使用されていな
いとき、真空源１０からの真空を単に遮断するに
すぎない。しかる後、間欠装置３２が真空によつ
て制御され、これは前記シーラツフの米国特許第
3659605号に開示された設計と同じものである。
間欠装置３２は大気ベント３４を有し、患者から
流体を吸引するもう１つのラインがこの大気ベン
トによつて大気圧に間欠的に通気される。

次に、最終的に患者に到達する真空源を辿れ
ば、間欠装置３２からの間欠的な真空／大気圧信
号が通路３６と３８を介して真空調整器４０に進
み、この真空調整器で、医師又は他の有資格者は
患者に加えられる真空の最大レベルを実際に設定
する。真空調整器４０は通常のものであり、しか
る後、調整真空はそこから通路４２を経て進み、
調整真空ライン１６を収集容器１８（第１図）に
接続する。真空計４４が通路４２に設けられてい
るので、医師は、ISU１２からの調整真空が所望
の設定点にあることを検証し連続的に監視するこ
とができる。

間欠装置３２に戻ると、同じ間欠的真空／大気
圧力信号は通路３６と４６を経て休止弁４８に進
み、この休止弁において、後述するように、間欠
装置３２からの信号が真空から大気圧になる時点
と休止弁４８の出力から通路５０への信号が真空
から大気圧になる時点との間に、所定の時間遅延
が生ずる。通路５０は第１図の真空信号ライン２
０に接続し、正パルス装置２２を制御するのに使
われる。流体が戻つて休止弁４８に入るのを防ぐ
ために、液体安全トラツプ５１が通路５０に設け
られている。

ISU１２の各部品中、休止弁４８は通常のもの
でないので、以下さらに詳しく説明する。

次に第３Ａ図及び３Ｂ図を参照すると、本発明
で使用される休止弁４８の横断面図が示されてい
る。休止弁４８は好ましくはプラスチツク材料で
できたハウジング５２を含み、このハウジング
は、間欠装置３２（第２図）からの間欠的真空／
大気圧信号である第２図の通路４６に接続する入
口５４と、第２図の通路５０を介して正パルス装
置２２（第１図）に接続し正パルス装置用の真空
信号を提供する出口５６とを有する。可動弁部材
５８と弁座６０が休止弁４８のハウジング５２内
にある。可動弁部材５８は３つのダイヤフラム６
２，６４及び６６によつてハウジング５２内に保
持され、真空及び／又は大気圧の各種レベルが可
動弁部材５８の移動と位置を左右するようにこれ
らのダイヤフラムが各室を形成する。つまり、ダ
イヤフラム６２，６４及び６６は、休止弁４８の
内部をパイロツト室６８，７０と主室７２，７４
とに分割している。

可動弁部材５８は更に、第３Ｂ図の弁の閉鎖位
置にあるとき弁座６０に密着する弾性パツド７５
を有する。第３Ａ図に示すように、可動弁部材５
８が弁開位置にあれば、弾性パツド７５は弁座６
０に密着しない。

各種の通路がハウジング５２に形成されてい
る。すなわち、通路７６が入口５４とパイロツト
室７０とを直接連通する一方、通路７８は通路７
６より長い通路であり入口５４と主室７４とを連
通する。通路７６よりも長くより大きい抵抗を有
する通路７８の目的は以下明らかとなろう。

パイロツト室６８と７０も、パイロツト室７０
とリザーバ８２との間に延びた固定オリフイス８
０及びリザーバ８２と他のパイロツト室６８との
間の通路８４を介して互いに連通するが、パイロ
ツト室６８と７０はダイヤフラム６４によつて互
いに隔絶されている。バネ８６が第３Ａ図に示す
ように、可動弁部材５８をその弁開位置に向かつ
て付勢する。

次に休止弁４８の作動を述べるが、該弁の目的
は入口５４での真空信号が大気圧になる時点と出
口５６での真空信号が大気圧になる時点との間に
短い遅延を作る点にあることを思い起されたい。
第２図に示したように、通路３６内の真空が間欠
装置３２によつて真空から大気圧に変わるとき、
患者に至る通路４２内の調整真空も直ちに真空か
ら大気圧に変わる一方、通路５０内の信号はそれ
が真空から大気圧に変わる前にわずかに遅れるよ
うに遅延が生じる。しかしながら、通路３６及び
４２内の両信号は間欠装置３２によつて制御され
る。

第３Ａ図及び第３Ｂ図に戻ると、サイクルは、
全ての室、すなわちパイロツト室６８，７０及び
主室７２，７４が大気圧にある状態から始まり、
弁は第３Ａ図の弁開位置にある。間欠装置３２が
その真空すなわち吸引サイクルを開始するとき真
空が入口５４に加えられるので、真空は直ちにパ
イロツト室７０に達し、これにより、バネ８６の
付勢を強めて可動弁部材５８を第３Ａ図に示した
位置に保持する。真空は又通路７８を介して連通
し、主室７４と７２内に真空を引く。従つて、こ
の時点では、出口５６とパイロツト室７０並びに
主室７４，７２から真空が引かれるので、パイロ
ツト室６８を除く全ての室は入口５４に与えられ
る高い真空状態となる。時間の経過につれて、リ
ザーバ８２が固定オリフイス８０によつて排気さ
れるので、所定の時間後にはパイロツト室６８も
高真空に達する。この時点で、室６８，７０，７
２及び７４の全てが高真空となる。

間欠装置３２が大気圧モードに変わると、入口
５４の圧力は直ちに大気圧になり、それと同時に
大気圧は通路７６を介してパイロツト室７０に連
通される。主室７２と７４は表面積及び高真空圧
において平衡を保つ一方、パイロツト室６８と７
０は平衡を保たれず、パイロツト室６８内が高真
空、パイロツト室７０内が大気圧となる。このア
ンバランスがバネ８６の力に打ち勝ち休止弁４８
を第３Ｂ図に示した位置に移動させ、弾性パツド
７５を弁座６０に密着させる。通路７８が比較的
長く制限されているので、大気圧が通路７８を通
過して主室７４に到達する前に、弁座６０は弾性
パツド７５によつて閉鎖される。かくして、この
時点では、パイロツト室７０と通路７６，７８だ
けが大気圧であり、主室７２，７４、リザーバ８
２及びパイロツト室６８は依然として高真空下に
ある。

しかしながら、リザーバ８２は、固定オリフイ
ス８０から大気圧が入り内部の真空が消失するこ
とによつてゆつくり大気圧に戻る。リザーバ８２
が大気圧に戻ると、パイロツト室６８も同じく大
気圧に戻る。パイロツト室６８が大気圧に達する
とき、圧力に基づいて可動弁部材５８に加わる力
は等しくなる。何故ならば、両パイロツト室が大
気圧下にあり且つ大気圧が可動弁部材５８に作用
する面積が等しいからである。両主室７２と７４
は依然として共に高真空下にあり、可動弁部材５
８に作用する各面積も等しいので、可動弁部材５
８に作用する付加の力はバネ８６の付勢力だけ
で、これが合力となつて可動弁部材５８を第３Ａ
図に示した弁開位置に戻す。

可動弁部材５８が第３Ａ図の位置に移動する
と、弁座６０で遮断されていた通路も開き、両主
室７２と７４が大気圧に戻り、従つて、出口５６
は大気圧に戻る。かくして、入口５４が大気圧と
通気する時点と大気圧が出口５６に信号として現
わる時点との間に、時間遅延が導入される。

実際の休止時間は設計上の問題であり、バネ８
６の特性、リザーバ８２の容積、加えられる真空
レベル及びオリフイス８０の寸法に依存するのは
明らかであろう。

次に、第４Ａ図乃至第４Ｄ図を参照すると、本
発明による正パルス装置２２がそれぞれ４つの基
本状態、すなわち真空オフモード、真空印加モー
ド、真空オンモード及び還流モードで示されてい
る。

まず第４Ａ図について見れば、正パルス装置は
下側ハウジング９０と上側ハウジング９２で構成
されるハウジング８８を含み、上下ハウジングは
後述するように一体に結合されている。ハウジン
グ８８は、収集容器１８（第１図参照）に接続さ
れ、従つて調整真空源に接続された入口９４を有
する。出口９６もハウジング８８に形成され、患
者用のカテーテルに直接またはその近くに接続さ
れる。弁手段が入口９４と出口９６の間に介設さ
れ、弁座９８と、この弁座９８と係合したりはず
れたりするように移動して入口９４と出口９６と
の間の流れを制御する可動弁部材１００とによつ
て構成されている。可動弁部材１００は弁座９８
と係合する円錐台状表面１０２を有し、弁座９８
から遠去かる方向に上方に向いた環状突部１０４
を形成している。

可動弁部材１００は、上方から垂下して可動弁
部材の下部に超音波溶接された弁延長部１０６を
含む。小バネ１０８によつてバネ付勢され、弁座
９８に当接する閉位置に向かつて可動弁部材１０
０を付勢するように作用している。しかしなが
ら、このバネ付勢は非常に小さく、下端が弁延長
部１０６内に形成された内側突起１１０に着座
し、上端が可動キヤツプ１１２の下端によつて保
持された状態で小バネ１０８を装着することで得
られる予荷重によつて生成される。一方、可動キ
ヤツプ１１２は中バネ１１４によつて弁延長部１
０６の方へ付勢され、中バネは可動キヤツプ１１
２のフランジ１１４に対して作用し、可動キヤツ
プ１１２はハウジング８８の頂部に対して着座す
る他端を有する。可動キヤツプ１１２はキーパー
１１６内に収容され、キーパー１１６が可動キヤ
ツプ１１２を所定位置に保持し、内側突起１１７
によつて可動キヤツプの下方移動を制限する。

第４Ａ図に示すように、真空オフモードでは、
最下位置にある可動キヤツプ１１２が同じく最下
位置にある弁延長部１０６の上端に直接接してい
ない。その代わりに、約0.10cm（0.040インチ）
のギヤツプ１１８が、最下位置にある可動キヤツ
プ１１２の底面と最下位置にある弁延長部１０６
の頂面との間に保持される。明らかなように、中
バネ１１４によつて加わるバネ定数つまり付勢力
は小バネ１０８よりも小さい。

可動弁部材１００の周囲に可動弁部材１００と
独立に移動する環状ピストン１２０が位置する
が、第４Ａ図の状態では環状ピストン１２０が可
動弁部材１００の環状突部１０４に直接係合し、
大バネ１２２の付勢力によつて可動弁部材１００
を閉位置に向かつて付勢する。大バネ１２２は予
圧縮され、環状ピストン１２０の環状溝１２４内
に保持された下端と、ハウジング８８の頂部に当
接しバネキーパー１２６によつて所定位置に保持
された他端とを有する。かくして、第４Ａ図の真
空オフモードでは、大バネ１２２は、可動弁部材
１００を弁座９８に当接した閉位置に保持する付
加の力として作用する。

ダイヤフラム１２８が上側ハウジング９２内に
制御室１３０を形成し、制御室１３０は（第１図
に示した）真空信号ライン２０に接続される制御
ポート１３２を除き密閉されている。ダイヤフラ
ム１２８は、一体に超音波溶接される上側ハウジ
ング９０と下側ハウジング９２間に挟持れること
によつてハウジング８８に固定されている外周縁
を有する。またダイヤフラム１２８は、弁延長部
１０６の下部へ結合されることによつて可動弁部
材１００に対し密閉された内縁を有し、この結合
も超音波溶接で行われる。さらに、ダイヤフラム
１２８はその外周縁と内縁との中間でも環状ピス
トン１２０に対し密閉され、この密閉は環状ピス
トン１２０へ超音波溶接可能な環状キヤツプ１３
４で、ダイヤフラム１２８を環状ピストン１２０
に対し圧縮することによつて行われる。

図示のように、ダイヤフラム１２８は単一片の
可撓性材料であるが、一対の転動シール、すなわ
ち１３６の外側転動シールと１３８の内側転動シ
ールを形成するという目的を果たしつつ、２つの
別々のダイヤフラムからでも容易に構成し得る。
各々の転動シール１３６と１３８が可動弁部材１
００と環状ピストン１２０の相互に独立な移動を
許容すると同時に、制御室１３０の完全性を保持
する。

次に、第１図並びに第４Ａ図乃至第４Ｄ図を参
照することによつて、正パルス装置２２の作動が
容易に理解されよう。まず始動時、正パルス装置
２２は第４Ａ図に示した状態にある。サイクル中
のこの時点で、入口９４、出口９６及び制御ポー
ト１３２は全て大気圧下にある。可動弁部材１０
０が弁座９８に密着する最下位置にあるので、弁
手段は閉鎖されており、従つて、入口９４と出口
９６とは連通されていない。可動弁部材１００
は、環状ピストン１２０が環状突部１０４に対し
作用していること及び大バネ１２２の付勢力と小
バネ１０８の付勢力によつてその位置に保持され
ている。勿論、大バネ１２２と小バネ１０８は共
に予負荷されている。カテーテル２６及び出口９
６が胃内の正の組織圧力のため大気圧よりわずか
に高くなることがあるかもしれないが、重力また
は差圧の力によつて生じる恐れのある排出は閉鎖
された弁手段によつて防止される。

次に、第４Ｂ図の真空印加モードについて見る
と、第４Ｂ図はISU１２が大気圧から真空モード
に変わつた直後における正パルス装置２２を示
し、２つの真空レベルが正パルス装置２２に加え
られている。すなわち、調整された真空が入口９
４に加えられると共に、調整される必要のない真
空、すなわち特定の病院配管系のパイプライン真
空レベルが真空信号ライン２０によつて制御ポー
ト１３２に加えられている。

これらの真空レベルが加えられると、正パルス
装置２２の出口９６が大気圧下にあるため環状ピ
ストン１２０の下面が大気圧またはそれに近い状
態にあるので、制御室１３０内の非調整真空はま
ず環状ピストン１２０に加えられる負の合力を作
り出す。可動弁部材１００は依然として閉じてお
り、従つて、入口９４の調整真空が出口９６に達
することができないので、上記の合力に影響を及
ぼさない。

従つて、環状ピストン１２０に加えられる負の
合力により、環状ピストンは弁座９８から遠去か
る方向に移動し、可動弁部材１００の環状出張り
１０４から離れて上昇する。従つて、大バネ１２
２によつて可動弁部材１００に加えられたバネ付
勢力が取り除かれ、可動弁部材１００は、差圧に
よる力と小バネ１０８によつて及ぼされる小さい
付勢力とによつて弁座９８に向かつて閉鎖位置に
保持されている。環状ピストン１２０が上方に移
動し続け、制御室１３０を縮めるにつれて、出口
９６及びカテーテル２６を介して患者の体腔側に
真空を引く。勿論、制御室１３０内の非調整真空
とは別個に、ダイヤフラム１２８の下方に還流室
１４０が形成され膨張する。最終的に、環状ピス
トン１２０は、すでに入口９４に加えられている
調整真空及びこの時点で可動弁部材１００に作用
する力とほぼ等しくなるのに充分な真空を出口９
６に作り出す。すなわち制御室１３０内の非調整
真空、入口９４での調整真空、出口９６での調整
真空に等しいかまたは近い真空及び小バネ１０８
の小さい付勢力が可動弁部材１００を弁座９８と
の接触状態から引き離し、入口９４と出口９６の
間で弁手段を破り、調整真空ライン２４からの調
整された真空がカテーテル２６に到達可能とな
る。かくして、特定の患者について指定された調
整真空は排出されるべき患者の体腔に加えられ、
環状ピストン１２０または可動弁部材１００が更
に移動しても、それ以上高い真空は患者に達しな
い。

尚、可動弁部材１００が小バネ１０８の比較的
小さい付勢力に打ち勝ち、弁座９８から遠去かる
方向への可動弁部材１００の移動がギヤツプ１１
８と閉じるように第４Ｂ図に示した正パルス装置
２２が位置決めされることに留意されたい。可動
弁部材１００が弁座９８から約0.10cm（0.040イ
ンチ）離れて移動すれば、弁手段を破るのに充分
である。しかる後、可動弁部材１００が弁座９８
からさらに離れようとする移動は、中バネ１１４
の大きい付勢力の抵抗を受ける。

この時点で調整真空がカテーテル２６を介して
患者に加えられつつある一方、可動弁部材１００
と環状ピストン１２０は共に弁座９８から離れて
後退し続けるが、ほぼ同じ力が両方に作用してい
るので共にほぼ同じ速度で移動する。つまり、環
状ピストン１２０には、環状ピストン１２０の環
状領域に作用する制御室１３０内の非調整真空
と、環状ピストン１２０の環状領域に作用する入
口及び出口９４，９８内の調整真空に、大バネ１
２２の力を加えたものの差に基づく差動力が加わ
つている。また可動弁部材１００には、可動弁部
材１００の上面に作用する制御室１３０内の非調
整真空と、中バネ１１４及び小バネ１０８両方の
付勢力と、可動弁部材１００の下面に作用する入
口及び出口９４，９６内の調整真空との差に基づ
く差動力が加わつている。最終的に、可動弁部材
１００と環状ピストン１２０は共に第４Ｃ図に示
した完全な後退位置に達し、弁手段が完全に開い
て調整真空を患者に加え流体の排出を実施する。

第４Ｃ図は真空オンモードを示し、非調整真空
つまりライン真空そのままが制御ポート１３２に
加わつて収縮した制御室１３０内を全ライン真空
レベルに保ち、環状ピストン１２０と可動弁部材
１００をそれぞれ完全な後退位置に保持して、大
バネ１２２、中バネ１１４及び小バネ１０８を圧
縮している。一方、調整真空は入口９４から出口
９６更にカテーテル２６を経て患者に加えられ続
けており、気体及びその他の流体は完全に開いた
弁手段を介して取り出され収集容器１８内に収集
可能である。

正パルス装置は、ISU１２が切り換り第２図の
通路３６内の真空信号を大気圧に解放するまで、
第４Ｃ図の状態を継続する。切り換ると前述した
ように、まず調整真空ライン１６，２４内の調整
真空だけが大気圧に通気され、従つて入口９４、
出口９６及びカテーテル２６を介した患者の体腔
は直ちに大気圧に通気される。それから数秒の遅
延後、制御ポート１３２及び制御室１３０に加え
られる真空信号ライン２０も大気圧に通気され
る。かくして、還流室１４０と入口９４及び出口
９６と同じく制御室１３０が大気圧に戻るので、
大バネ１２２、中バネ１１４及び小バネ１０８に
よつて可動弁部材１００と環状ピストン１２０に
加えられる合成力が、可動弁部材１００と環状ピ
ストン１２０を弁座９８の方へ移動する。第４Ｃ
図から明らかなように、可動弁部材１００の移動
長さは環状ピストン１２０のストロークと比べ相
対的に短いため、可動弁部材１００の方が素早く
弁座９８に密着して弁手段を閉じ、出口９６と入
口９４との間の流れを遮断して還流室１４０を入
口９４から隔絶する。

この状態では第４Ｄ図に示すように、弁手段は
閉じているが、環状ピストン１２０のストローク
は依然として残つており、弁座９８の方へ移動し
続けるにつれ還流室１４０が収縮され、還流室１
４０内の流体が出口９６からカテーテル２６及び
患者の方に向かつて逆流する。可動弁部材１００
が閉じているので、還流室１４０内に残つていた
流体は全て出口から押し出され、カテーテル内の
通路を一掃する。還流室１４０が完全に収縮した
ところで、環状ピストン１２０が可動弁部材１０
０の環状突起１０４に着座し、大バネ１１２の付
勢力が再び作用して弁手段を閉状態に保ち、サイ
クルが完了する。以後、ISU１２が更にサイクル
を継続するにつれ、上記の過程が連続的に繰り返
される。

【図面の簡単な説明】

第１図は間欠的吸引回路内に装着されカテーテ
ルに取り付けられる本発明の正パルス装置を示す
フロー図；第２図は本発明で使われる間欠的吸引
機構のフロー図；第３Ａ図は第２図の間欠的吸引
機構で使われる休止弁の断面図；第３Ｂ図は別の
状態にある第３Ａ図の休止弁の断面図；第４Ａ図
は真空オフモード状態にある本発明の正パルス装
置の断面図；第４Ｂ図は真空印加モード状態にあ
る本発明の正パルス装置の断面図；第４Ｃ図は真
空オンモード状態にある本発明の正パルス装置の
断面図；及び第４Ｄ図は還流モード状態にある本
発明の正パルス装置の断面図である。 １０……真空源、１２……制御手段、２２……
正パルス装置、２６……カテーテル（器具）、４
２，５０……第１，２通路手段、８６……ハウジ
ング、９４……入口、９６……出口、９８，１０
０……弁手段（９８；弁座、１００；可動部材）、
１０８，１１４，１２２……付勢手段（バネ）、
１２０……環状ピストン、１２８……ダイヤフラ
ム、１３０……アクチユエータ手段（制御室）、
１４０……還流室。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 患者の体腔から流体を取り出し、取り出した
   流体の一部を患者の体腔の方へ選択的に戻して障
   害物を一掃するための装置で使用される正パルス
   装置であつて、 (a) 調整真空源に接続される入口と、患者の体腔
   内の所定位置に入れられた患者用カテーテルに
   接続される出口とを有するハウジングと、 (b) 入口と出口との間でハウジング内に設けら
   れ、通常は閉鎖されている弁手段と、 (c) ハウジング内で、弁手段と出口との間に形成
   された還流室と、 (d) 出口から流体を取り出しかつ出口のところに
   真空を引くため、還流室を所定間隔で膨張させ
   る手段と、 (e) 調整真空源からの真空を患者の体腔に到達さ
   せるため、出口での真空レベルが所定量に達し
   たとき或いは達する前に、弁手段をまず開放す
   る手段と、 (f) 所定の時間間隔の後、弁手段を閉鎖する手段
   と、 (g) 還流室に収容された流体を出口を介して患者
   の体腔に戻すため、弁手段の閉鎖の後、還流室
   を収縮させる手段と、 を含む装置。 ２ 出口で引かれる真空が調整真空源の真空レベ
   ルにほぼ等しくなつたとき、弁手段が開放する請
   求項１記載の装置。 ３ 患者の体腔内に導入された器具から流体を取
   り出し、取り出した流体の一部を正の圧力下にお
   いて所定の間隔で患者の体腔の方へ戻すために吸
   引作用を加える装置であつて、 (a) 患者の体腔と連通する器具に直接或いはその
   近くに取付けられるようになつており、調整真
   空源に接続される入口と、前記器具に接続され
   る出口とを有する正パルス装置と、 (b) 入口と出口との間で正パルス装置内に設けら
   れてそこを通る流体の流れを制御し、第１の付
   勢手段によつて閉位置に向かつて付勢されてい
   る弁手段と、 (c) 正パルス装置内に形成されていて、選択的に
   膨張して患者からの流体の一部を引き込むよう
   になつた環流室とを含み、該膨張は出口に真空
   を引き、 (d) 第１の付勢手段に打ち勝つて弁手段を所定距
   離開放し、患者の体腔内の真空が調整真空源か
   らの所定を超えないように調整真空源からの真
   空を器具に到達させるため、出口において所定
   の真空に達するのに応答する手段と、 (e) 第２の付勢手段に抗して弁手段を開放し続
   け、かつ、還流室を膨張させ続ける装置と、 (f) 還流室に収容された流体を出口から患者の体
   腔に戻すため、還流室を選択的に膨張させる装
   置と、 を含む装置。 ４ 第１の付勢手段と第２の付勢手段は、それぞ
   ればね定数の知られたばねであり、第２の付勢手
   段のばね定数は、第１の付勢手段のばね定数より
   も大きい、請求項３記載の装置。 ５ 患者の体腔内に導入された器具から流体を取
   り出し、取り出した流体の一部を正の圧力下にお
   いて所定の間隔で患者の体腔の方へ戻すために吸
   引作用を加える装置であつて、 (a) 患者の体腔と連通する器具に直接或いはその
   近くに取付けられるようになつており、調整真
   空源に接続される入口と、前記器具に接続され
   る出口とを有する正パルス装置と、 (b) 入口と出口との間で正パルス装置内に設けら
   れた弁手段とを含み、この弁手段は、弁座及び
   開位置と閉位置との間で移動可能な可動弁部材
   を有し、 (c) 可動弁部材を閉位置の方へ付勢する付勢手段
   と、 (d) 弁手段と出口との間で正パルス装置内に形成
   され、選択的に膨張及び収縮されるようになつ
   た環流室と、 (e) 環流室を膨張及び収縮させ、かつ、弁手段の
   可動弁部材を移動させるためのアクチユエータ
   手段とを含み、 (f) アクチユエータ手段は、出口から流体を取り
   出し出口のところに真空を引くため、第１の信
   号に応答して環流室を膨張させ、 (g) 前記付勢手段に打ち勝つて弁手段を開放し、
   患者の体腔内の真空が調整真空源からの真空を
   超えないように調整真空源からの真空を器具に
   到達させるため、前記出口において所定の真空
   に達するのに応答する手段をさらに含み、 (h) 前記アクチユエータ手段は、可動弁部材を閉
   位置に移動させ、弁手段が閉じて環流室内に収
   容された流体を出口を介して患者の体腔の方へ
   戻すため、第２の信号にさらに応答する、 装置。 ６ 第１の信号は真空信号であり、第２の信号は
   大気圧信号である、請求項５記載の装置。 ７ 出口で引かれ付勢手段に打ち勝つ前記所定の
   真空は、ほぼ前記調整真空源からの入口における
   真空レベルである、請求項５記載の装置。 ８ 前記付勢手段の量よりも大きな第２の付勢手
   段を備え、この第２の付勢手段は、弁手段の開放
   後における全膨張ストロークの大部分の間可動弁
   部材を閉位置に向かつて付勢する、請求項７記載
   の装置。 ９ 患者の体腔内に導入された器具から流体を取
   り出し、取り出した流体の一部を正の圧力下にお
   いて所定の間隔で患者の体腔の方へ戻すため、吸
   引作用を加えるための真空系から動作可能な装置
   であつて、 (a) 患者の体腔内に入れられる器具に直接或いは
   その近くに取付けられるようになつており、前
   記器具に接続される出口、入口及び該入口と出
   口との間にあつて両者間の流体の流れを制御し
   且つ閉位置に向かつて付勢されている弁手段を
   有する正パルス装置と、 (b) 前記真空系に接続され、複数の真空信号と大
   気圧信号を所定の時間間隔で与える制御手段
   と、 (c) 制御手段からの信号を正パルス装置の入口に
   接続する第１の通路手段と、 (d) 正パルス装置内に形成され、弁手段と出口と
   の間を流体接続する膨張及び収縮可能な環流室
   と、 (e) 弁手段の位置を制御し且つ環流室の膨張及び
   収縮を制御するアクチユエータ手段と、 (f) 制御手段からの信号をアクチユエータ手段に
   接続する第２の通路手段とを含み、 (g) アクチユエータ手段は、当初弁手段が閉じて
   いるとき、第２の通路を介して制御手段から与
   えられる第１の信号に応答して環流室を膨張さ
   せ、環流室の膨張は出口に真空を引き、 (h) 出口が所定の真空に達すると、これに応じ弁
   手段に加わつている付勢力に打勝つて弁手段を
   僅かに開き、第１の通路内の真空を前記器具に
   引かせる手段をさらに含み、 (i) アクチユエータ手段は、弁手段をさらに開き
   これと同時に環流室を膨張させるため、制御手
   段からの第１の信号にさらに応答し、 (j) アクチユエータ手段は、弁手段を次々と閉
   じ、しかる後、環流室を収縮させて環流室内の
   流体を出口を介して患者の方へ戻すため、制御
   手段からの第２の信号に応答する、 装置。 １０ 制御手段から与えられる第１の信号は真空
   信号である、請求項９記載の装置。 １１ 第２の信号は大気圧信号である、請求項１
   ０記載の装置。 １２ アクチユエータ手段は、可撓性のダイヤフ
   ラムによつて環流室から隔絶された膨張及び収縮
   可能な制御室であり、該制御室が収縮して前記環
   流室を膨張させ、また膨張して環流室を収縮させ
   る、請求項９記載の装置。 １３ 第１の信号は制御室を収縮させ、環流室を
   膨張させる真空信号であり、第２の信号は制御室
   を膨張させ、環流室を収縮させる大気圧信号であ
   る、請求項１２記載の装置。