JPH0448060B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は空圧タイミング装置に関し、特に正パ
ルス吸引装置を作動させるための各種パルス状の
タイミング信号を与える間欠的な吸引調整器に関
する。

（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、関欠点な吸引装置が使われており、一
般に手術後にそれらの流体を除去するために利用
されている。このような装置は一般に、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
つて作動する。

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
が一杯になつたり病院の操作員が系を動作不能と
したときにだけ、取出サイクルは自動的に中断す
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
が患者の体内に戻されるように、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問題点は、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、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て配置していたことであ
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に
戻す型の代表的な装置は、ウールリツヒ・シーラ
ツフ（Ulich Sielaff）に対して付与された米国
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）等に対して付与された米国特許
第4315506号に開示されている。

カイザー等の装置等の装置を作動するには通常
の吸引／大気サイクルで充分だが、１つより多い
吸引／大気信号を正パルス吸引装置に与える別の
制御系を用いる方が有利である。間欠的な吸引調
整器から１つより多い吸引／大気信号を得ること
によつて、一方の真空信号は患者の体腔に加えら
れる所望の真空に従つて調整でき、他方の信号は
患者への吸引レベルの変化によつて影響されず、
従つて正パルス装置のタイミングを独立に制御で
きる。更に、２つの出力信号を有する制御装置ま
たは吸引調整器を用いているが、一方の信号は他
方の信号に対して時間的に遅延もしくは変更可能
である。

（課題を解決するための手段） 本発明の間欠的吸引調整器または制御装置は、
病院内の通常の中央真空系から完全に動力を供給
でき、しかも２つの出力信号を与え、その一方が
前記シーラツフに対して付与された米国特許第
3659605号の装置と同じく調整真空と大気圧との
間での切り換えを連続的に行う調整された真空信
号である。調整器は患者に加えられる所望の真空
レベルに設定できるので、上記の調整真空信号を
患者の体腔に印加可能である。他方の信号は間欠
吸引調整器によつて与えられ、調整されない真空
とでき、調整真空信号と同期して周期を繰り返
す。しかし、後者の非調整真空信号は、入口にお
ける真空から大気圧への変化の検知に応じた出口
における大気圧への切り換わりに所定の時間遅延
を導入する独得の休止弁手段によつて与えられ
る。かくして、両方の真空信号が同時にオンされ
るが、調整真空を患者に運ぶ一方の出力信号が大
気圧に切り換わつたとき、非調整真空を表す他方
の出力信号はその大気圧のサイクルへ切り換わる
前に瞬間的に遅延される。かくして、一方の出力
信号に基づく真空が患者へ周期的に加えられ調整
されているのに対し、他方の出力は１サイクルの
変化中に時間を含んで周期的に繰り返され、正パ
ルス吸引装置を作動するのに使われる真空信号を
与える。すなわち後者の信号は、患者の側からみ
て実際の真空信号から隔絶されながら、装置を作
動するのに使える。

間欠的吸引制御装置は、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
去する新規な休止弁及び間欠的吸引制御装置を一
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
ら個々の病院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。

本発明の間欠的な吸引制御装置が、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。本発明で使われる特定の制御装置１
２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並びに真空真号ライ
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
間欠的吸引制御装置１２のフロー図が示してあ
る。制御装置１２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。本制御装置１２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。

制御装置１２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、制御装置１
２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、制御装置１２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、制御装置１２は両方の出力に真
空を同時に供給し、吸引サイクルの後、制御装置
１２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
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、真空後１０は、第１図に関して説
明したように制御装置１２に真空を供給する。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、制御装置１２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。液体が戻つて休止弁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。

本発明による休止弁４８について以下説明す
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と大気圧に戻る。リザーバ８
２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７
４は依然として共に高真空下にあり、可動弁部材
５８に作用する各面積も等しいので、可動弁部材
５８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、全て
の室６８，７０，７２及び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５
６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、制
御装置１２の信号を用いて患者から流体を取り出
すことができる正パルス装置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環流モードで示され
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９
８に当接する閉位置に向かつて可動弁部材１００
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１
０６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１０６の
方へ付勢され、中バネは可動キヤツプ１１２のフ
ランジ１１４に対して作用し、可動キヤツプ１１
２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１
１２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間に挟持されるこ
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図は制御装置１２が大気圧から真空モ
ー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、制御装置１２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９
４、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１０
８によつて可動弁部材１００と環状ピストン１２
０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の環状突部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、制御装置１２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図はカテーテルに取り付けられる正パルス
装置を作動するように装着された本発明の制御装
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図は本発明に従
つて作製され且つ第２図の制御装置で使われる休
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図は本発明の間欠的
吸引制御装置によつて作動可能で、真空オフモー
ドで示した正パルス装置の断面図；第４Ｂ図は真
空印加モードの状態で示した第４Ａ図の正パルス
装置の断面図；第４Ｃ図は真空オンモードの状態
で示した第４Ａ図の正パルス装置の断面図；及び
第４Ｄ図は還流モードの状態で示した第４Ａ図の
正パルス装置の断面図である。 １０……真空源、１２……吸引制御装置、３２
……間欠的吸引装置、３８，４６……第１，第２
通路手段、４０……真空調整器、４２，５０……
第１，第２出口、４８……遅延手段（休止弁）、
５２……ハウジング、５４……入口、５６……出
口、５８……可動弁部材、６０……弁座、６８，
７０……第１、第２制御（パイロツト）室、７６
……通路手段、８０……固定オリフイス、８２…
…リザーバ、８６……付勢手段。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 真空源に連結するための入口と第１および第
   ２の出口とを有し、患者の体腔から流体を抽出す
   るための断続吸引装置に使用する制御装置であつ
   て、 (a) 入口に連結されていて、真空と大気圧とを所
   定間隔で交互に変える信号を出すための手段
   と、 (b) 前記交互の信号を受け入れ、第１および第２
   の出口に前記信号を伝達する第１および第２の
   通路と、 (c) 第２の通路に設けられていて、真空から大気
   圧に変化する前記信号を第１の通路が検出する
   時点と信号の変化が第２の出口に伝達される時
   点との間、所定の時間だけ遅延させる休止弁
   と、 を含む制御装置。 ２ 第１の通路は、第１の出口に到達する信号の
   真空レベルを設定する調整器を有する、請求項１
   記載の制御装置。 ３ 真空源に連結するための入口と第１および第
   ２の出口とを有し、患者の体腔から流体を抽出す
   るための断続吸引装置に使用する制御装置であつ
   て、 (a) 前記入口に連続され出口を有しており、該出
   口のところで真空と大気圧とを所定間隔で交互
   に変える信号を出すようになつた断続吸引装置
   と、 (b) 前記交互の真空／大気圧信号を、断続吸引装
   置の出口から制御装置の第１の出口に連結する
   第１の通路と、 (c) 第１の通路に設けられていて、第１の出口に
   送り出される真空レベルを制御する調整器と、 (d) 制御装置に設けられていて、交互の真空／大
   気圧信号を、断続吸引装置の出口から第２の出
   口に連結する第２の通路と、 (e) 該第２の通路に設けられていて、出口および
   入口をもつハウジングからなる休止弁とを含
   み、該休止弁は、休止弁の出口信号が真空から
   大気圧に変化する時間に対して、休止弁の入口
   が真空から大気圧への、断続吸引装置からの信
   号の変化を検出する時間を遅延させる、 制御装置。 ４ 患者の体腔から流体を抽出するための断続吸
   引装置に通路を介して接続されていて、真空から
   大気圧に変化する信号を受け入れるための入口
   と、該信号を出すための出口とを有するハウジン
   グからなる休止弁であつて、 (a) ハウジングの入口と出口との間に設けられて
   いて、弁座と、該弁座に対して開放位置と閉鎖
   位置との間を移動するようになつており且つ開
   放位置の方へ付勢された可動弁部材と、 (b) 可動弁部材の両側に形成され弁部材に作用す
   る第１および第２の制御室とを含み、第１の制
   御室は、入口に連結されており、両方の制御室
   は、受け入れた信号が真空であるときには真空
   に調整され、 (c) 第１および第２の制御室を流体連結し、リザ
   ーバを有する制限通路をさらに含み、 (d) 可動弁部材は、前記受け取つた信号が、第２
   の制御室及び出口のところで真空を保持した状
   態で、真空から大気圧に変化するとき、第１の
   制御室内の大気圧の存在に応答して、前記付勢
   に打ち勝つて弁を閉鎖するようになつており、 (e) 第１の制御室から第２の制御室に、制限通路
   を介して所定の速度で大気圧を流出させる流出
   オリフイスと、 (f) 入口からの大気圧を出口に到達させる開放位
   置に可動弁部材を移動させるため、大気圧に達
   している第２の制御室に応答して、制御室を平
   衡させるばね手段と、 をさらに含む休止弁。 ５ 制限通路は、第１の制御室からリザーバに通
   じる固定オリフイスを有する、請求項４記載の休
   止弁。 ６ 患者の体腔から流体を抽出するための断続吸
   引装置に通路を介して接続されていて、真空から
   大気圧に変化する信号を受け入れるための入口
   と、所定の時間遅延の後、真空から大気圧への変
   化信号を出す出口とを有する休止弁であつて、 (a) 休止弁の入口と出口との間に設けられた弁座
   と、弁座に対して開放および閉鎖位置に移動す
   るようになつた可動弁部材と、 (b) 可動弁部材の両側に形成されていて、可動弁
   部材に作用し、かつ、制限通路によつて連結さ
   れた第１および第２の制御室と、 (c) 制御室内の圧力が等しいとき、可動弁部材を
   開放位置に移動させるようになつたばね手段
   と、 (d) 第１の制御室を入口に連結する通路とを含
   み、 (e) 可動弁部材は、第１および第２の制御室間に
   ばね手段に打ち勝つのに十分な不均衡を生じさ
   せる所定量だけ、入口での圧力が増加するのに
   応じて、閉鎖位置に移動するようになつてお
   り、 (f) 第１および第２の制御室内の圧力を、所定の
   時間にわたつて平衡させるため、制限通路を通
   る流れを所定の速度にする流出オリフイスをさ
   らに含み、 (g) 前記ばね手段は、入口の圧力を出口に連通さ
   せるため、第１および第２の制御室が平衡圧力
   に達すると、可動弁部材を開放位置に移動させ
   る、 休止弁。 ７ 制限通路は、リザーバと、第１の制御室から
   出口に通じる固定オリフイスとを有する、請求項
   ６記載の休止弁。 ８ 患者の体腔から流体を抽出するための断続吸
   引装置に通路を介して接続されていて、真空から
   大気圧に変化する信号を受け入れるための入口
   と、該信号を出すための出口とを有するハウジン
   グを含む休止弁であつて、 (a) ハウジング内にあつて、弁座と、この弁座に
   対して開放位置と閉鎖位置との間を移動するよ
   うになつた可動弁部材とを有する弁を含み、こ
   の可動弁部材は、これを開放位置の方へ付勢す
   るばねを有しており、 (b) 可動弁部材の両側に形成され弁部材に作用す
   る第１および第２の制御室をさに含み、第１の
   制御室は入口に連結されており、制御室の両方
   は、受け入れた信号が真空であるときには真空
   に調整されており、 (c) 第１および第２の制御室を連結する制限通路
   をさらに含み、 (d) 前記可動弁部材は、受け入れた信号が、第２
   の制御室の真空を最初に保持した状態で、真空
   から大気圧に変化するとき、第１の制御室内に
   おける大気圧の存在に応じて、ばねの付勢に打
   ち勝つて弁を閉鎖するようになつており、 (e) 第１の制御室から第２の制御室に、制限通路
   を介して大気圧を所定の速度で流出させる流出
   オリフイスと、 (f) 第２の制御室が大気圧に達するとき、入口か
   らの大気圧を出口に到達させる開放位置に、可
   動弁部材を移動させるため、大気圧に達してい
   る第２の制御室に応答して、制御室を平衡させ
   る手段と、 をさらに含む休止弁。