JPS6093187A - 気体駆動型ポンプの駆動装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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。

従来よりこの種の装置として、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は陽圧タンク、４は陰圧タンク、５
は三方電磁切換弁、６は調圧弁、７は一次圧タンクであ
る。

三方電磁切換弁５を操作して、調圧弁６により一定圧に
維持された陽圧クンク３、陰圧タンク４から駆動圧出口
に設けた血液ポンプ装置等の気体駆動型ポンプ８に陽圧
と陰圧を交互に作用して駆動する。

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、陽圧タンク３、
陰圧タンク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、三方電磁切換弁
５の切換時に、例えば陽圧タンク３が開いたときには該
タンク３内の圧力が一時的に低下し、また陰圧タンクが
開いたときには該タンク４内の圧力が一時的に上昇する
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。調圧弁６は、三方電磁切換弁５に比して一般に応
答速度がそれはど速くないために、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や気体駆動型ポンプ８の圧力波
形にあられれてしまう。

第２図の一点鎖線Ａはこのような圧力低下の影響があら
れれた圧力波形を示している。なお、同図の実線Ｂはタ
ンク容量が充分なときの圧力波形を示し、また点線Ｃは
理想圧力波形を示している。

以上のようにタンク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上
に、ロスト高となる問題があった・ 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」二に、装置全体を小型化してコストダ
ウンを図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、気体駆動型ポンプで要求される陽
圧より高圧の圧力および／または陽圧より低圧の圧力を
供給する気体圧力源と、該気体圧力源を切換操作すると
共に、電力増幅器からの電流値の大きさにより弁開口度
を変えて流量を制御する電磁弁装置と、該電磁弁装置の
出口側の圧力と設定圧力との差に応した電流を電磁弁装
置に通電するように上記電力増幅器を制御する制御器と
を具備してなることを特徴としている。

したがって、陽圧タンク、陽圧タンクを可及的に小容量
にし、あるいは省略して装置全体の小型化を図ることが
できる。

以下本発明の一実施例を図面を参照して説明する。

第３図は本発明の駆動装置の第一実施例を示すブロック
図である。図中符号９は圧縮機、１０は真空ポンプ、１
１は流量形電空比例弁、１２は気体駆動型ポンプ、１３
は電力増幅器、１４は制御器、１５ば陽圧タンク、１６
は陽圧タンクである。

圧縮機９は陽圧タンク１５、流路１７を介して電空比例
弁１１の入口側の一方のボー）２０ｂに接続され、また
真空ポンプ１０は陽圧タンク１６、流路１８を介して入
口側の他方のボート２０ａに接続され、また電空比例弁
の１１の出口側のボート２０Ｃは流路１９を介して気体
駆動型ポンプ１２に接続されている。

ボー）２０ｂと２０ｃとが連通したとき、圧縮機９から
加圧空気が気体駆動型ポンプ１２に送られ、またボート
２０ａと２０Ｃとが連通したとき、気体駆動型ポンプ１
２がら空気が真空ポンプ１０に吸引され、これを交互に
繰り返すことにより気体駆動型ポンプ１２を駆動する。

ここで、圧縮機９は気体駆動型ポンプ１２で要求される
最高陽圧よりも高い陽圧を発生ずるように設定され、ま
た真空ポンプ１０は気体駆動型ポンプＩ２で要求される
最低陽圧よりも低い陽圧を発生するように設定されてい
る。このようにするのは、流路１７〜１９等において空
気抵抗による圧力損失が発生するためと、電空比例弁１
１で制御し得るだけの余裕を持つためである。また、陽
圧タンク１５、陽圧タンク１６は、従来のような圧力源
としての役割は小さく、むしろバッファタンクとして作
用し、このためタンク容量は気体駆動型ポンプ１２のポ
ンプ容量に比して数倍程度ですむ。

また、電空比例弁１１はボート２０ａと２０ｂを切換操
作するだけでなく、ボー１−２０ｃ（ボート２Ｑａ、２
０ｂ）の開口度を変える。

第４図は電空比例弁１１を詳細に示している。

電空比例弁１１は上述のボート２０ａ〜２０ｃを具備し
た弁本体２０と、弁スプール２１と、該弁スプール２１
を同図に示す矢印Ａ方向に付勢するスプリング２２と、
スプール２１を該スプリング２２に抗して同図に示す矢
印Ｂ方向に移動させるソレノイド２３とから構成されて
いて、該ソレノイド２３とスプリング２２との力のバラ
ンスにより弁スプール２１を任意の位置に停止、移動さ
せてボート２０ａと２０ｂを切換え、またこれらボー）
２０ａ、２０ｂの開口度を変えて空気流量を制御する。

第５図はソレノイド２３に印加する電流値とボ−１−２
０ａ　、２０ｂの開口度との関係を示しく実線はボート
２０ａの開口度を示し、点線はボート２０ｂの開口度を
示している。）、また第６図ａ〜Ｃは弁スプール２１の
移動位置を示している。

ソレノイド２３への電流値が０のとき、弁スプール２１
は第６図ａに示すようにスプリング２２の弾撥力により
矢印入方向に移動させられて、ボート２０ｂと２０ｃと
が連通しボート２０ｂが全開となる。

ソレノイド２３に通電する電流値が大きくなると、ソレ
ノイド２３により弁スプール２１がスプリング２２の弾
撥力に抗して矢印Ｂ方向に移動させられて、第５図の実
線に示すようにボート２０ｂの開口度が該電流値に比例
して小さくなる。そして、ボート２０ｂが全開となる。

このとき、弁スプール２１は第６図すに示すように位１
６する。

更にソレノイド２３に通電する電流値が大きくなると、
今度は第５図の点線に示すように該電流値に比例してボ
ート２０ａの開口度が大きくなる。

電流値が最大となると、ボー１−２０　ａは全開となる
。このとき、弁スプール２１は第６図Ｃに示すように位
置する。

電流値が減少すると、それに比例してボート２０ａの開
口度が小さくなり、そしてボーｌ−２０ａが全閉となる
と、今度は電流値の減少に比例してボート２０ｂの開口
度が大きくなり、電流値０のところで前述の如くボー１
−２０ｂが全開となる。

電力増幅器１３は、制御器１４により制御されて上述の
如く構成された電空比例弁１１のソレノイド２３に通電
する。制御器１４は、気体駆動型ポンプ１２に作用する
空気圧パルスに対応したパルス信号を発生ずる設定信号
発生器２４と、電空比例弁１１の出口側である流路１９
に設けられて気体駆動型ポンプ１２に作用する空気圧を
検出する空電変換器２５と、該設定信号発生器２４と空
電変換器２５の信号の差を検出する誤差比較器２６とか
ら構成されている。誤差比較器２Ｇは複数のオペアンプ
２６ａ〜２６ｃから構成されている。

なお、気体駆動型ポンプ１２としては、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７図に示すように、気体を導入及び排出する為の
ボート２７を有した耐圧性のハウジングアウタケース２
８内に偏平袋状の血液チャンバー２９を、その」二部に
設番ノたっは部３０を介して気密に収納して構成されて
いる。っは部３０には血液導入用導管３１と、血液排出
用導管３２とがほぼ平行に立設されていて、これら血液
導入用導管３１と血液排出用導管３２にば逆止弁３３．
３４が設けられている。なお、他の型の血液ポンプも当
然に用いられる。

次に上記実施例の作用を第８図ａ　”−ｃを参照して説
明する。

いま、設定信号発生器２４がら旧　レベルの信号が出力
されると、該信号はオペアンプ２６ａで反転されてＬ＋
　レベルの信号となる。このとき、流路１９では真空ポ
ンプ１０による吸引動作直後であるため、空電変換器２
５がらオペアンプ２６ｂにハＬ　２　レベルの信号が出
力される。オペアン７”２６ａ、２６ｂがらの信号はオ
ペアンプ２６ｃで反転されてＨ２レベル信号となって電
力増幅器１３の一端子に入力され、このため電力増幅器
１３からＬ３レベルの信号がソレノイド２３に出力され
る。すなわち、ソレノイド２３に供給される電流値は０
となり、前述の如くボート２０ｂが全開となり、これに
より圧縮機９から圧縮空気が気体駆動型ポンプ１２であ
る血液ポンプ装置のアウタケース２８内に供給されて、
血液チャンバー２９から血液が押し出される。

圧力の上昇にともない空電変換器２５から出力される信
号が大きくなると、電力増幅器１３から通電される電流
値が０値から順次大きくなってボート２０ｂの開口度が
小さくなり、アウタケース２８内に供給される圧縮空気
量が減少する。

設定信号発生器２４から出力される信号がり。

Ｌ・ベルに変わると、電力増幅器１３の出力がＨ３レベ
ルとなって、ソレノイド２３に通電される電流値が最大
となり、前述の如くボート２０ａが全開する。これによ
り、アウタケース２８内から空気が真空ポンプ１０に吸
引されて、血液が血液チャンバー２９内に導入される。

０ 圧力の下降にともない空電変換器２５から出力される信
号が小さくなると、電流値が最大値から順次小さくなっ
てボート２０ａの開口度が小さくなる。

すなわち、第８図ａに示すような矩形パルスを設定信号
発生器２４から出力すると、電力増幅器１３から同図す
に示すような波形の電流がソレノイド２３に通電され、
この結果、同図Ｃに示すような空気圧パルスが得られる
。

ボー）２０ａと２０ｂの切換速度ば通電の電磁切換弁と
ほぼ同じであり、切換えに際し圧力低下、圧力上昇の問
題はほとんど生じない。

したがって、従来のような大容量のタンクを使用しなく
ても気体駆動型ポンプ１２を定格ｉ、＋Ｉｌ　ｌＱ駆動
することかできる。

第９図は本発明の第二実施例を示している。この第２実
施例でば、陽圧タンク１５と陽圧タンク１６とを省略し
た点が前述の第一実施例と相違しているだけで、他の構
成は同じである。

このように、陽圧タンク１５と陽圧タンク１６を省ｌｌ
１ｇ、　しても、電空比例弁１１を前述の如く動作させ
れば何んら支障なく気体駆動型ポンプ１２を駆動するこ
とができる。

上記両実施例のように、気体駆動型ポンプ１２として血
液ポンプ装置を使用する場合、設定信号発生器２４から
出力されるパルス信号は、血液ポンプ装置の特性、血液
ポンプ装置を使用する患者の状態に応じノ、、　＋嘔陽
圧、周期、デ・、−ティー比等に合わせて設定される。

また、設定信号発生器２４を患者のデータ（例えば血圧
、血流量等）により自動制御すれば、医師、看護婦が常
時装置の駆動条件を監視する必要がなくなり、また患者
に対しフールプループとなって治療が安全となる。

なお、上記実施例では、圧縮機９と真空ポンプ１０を使
用した場合を示したが、いずれか一方を使用してもよい
。例えば、圧縮機９のみを用いた場合、大気が陽圧源と
なり、また真空ポンプ１０のみを用いた場合、大気が陽
圧源となる。

また、血液ポンプ装置としてザック型のものに１ 限定されず、ダイヤフラム型その（Ｉ！＋のものにも通
用でき、また血液ポンプ装置以外に人工呼吸器、大動脈
内バルーンポンプ等を駆動するのにも適用できる。この
場合、ベローズ、ダイヤフラム等を介して駆動する。ま
た、圧力波発生器として使用することができる。

以上説明したように本発明によれば、気体駆動型ポンプ
で要求される陽圧よりも高圧の圧力および／または除圧
より低圧の圧力を供給する気体圧力源と、該気体圧力源
を切換操作すると共に、電力増幅器からの電流値の大き
さにより弁開口度を変えて流量あるいは圧力を制御する
電磁ブ１′装置と、該電磁弁装置の出口側の圧力と設定
圧力の差に応じた電流を電磁弁装置に通電するように」
二部電力増幅器を制御する制御器とを具備してなるので
、陽圧タンクや陽圧タンクを可及的に小容量にし、ある
いは省略して装置全体の小型化を図ることがきる。

また、設定信号を変えることにより種々の気体圧力パル
ス波形を得ることができ、このため各種３ Ｚ の気体駆動型ポンプを駆動するのに使用することができ
る。

次に本発明の詳細な説明する。

第３図に示す駆動装置（本発明第一実施例）によりポン
プ、チューブの合計容量３００　ｃｃのす・ツク型血液
ポンプ装置を駆動し、ハウジングアウタケース内の圧力
波形を圧力ドランスジューサにより測定した結果、空気
圧最高値１００〜３００ｍｉＨｇ、最低値１０〜５０ｍ
ｍ１ｇにおいて、圧力波立上りが９０％値で、５０ｍ５
の矩形空気圧波を得た。

なお、陽圧タンク１５、陽圧タンク１６、電空比例弁Ｉ
ｆ等は次のものを使用した。

陽圧タンク１５・・・・・・タンク容量２β、設定圧力
最高１．５ｋｇ／ｃＪ、最低１．０ｋｇ／ｃｄ。

陽圧タンク１６・・・・・・タンク容量２１、設定圧力
最高−６００＊＊　ｆｉｇ、最低２Ｑ　Ｑ　ｍ　ｌ１ｇ
。

電空比例弁１１・・・・・・弁開口面積１３．８ｎ２、
コイル抵抗２６Ω、最大電流７５０ｍＡ。

空電変換器２５・・・・・・出力６　ｍ　Ｖ　／　ｍｍ
　Ｈｇ０設定信号発生器２４・・・・・・０．３〜３１
１ｚ、デューテ４ イー比２０〜８０％の任意の矩形波形を〇−・１５■の
出力電圧で出力するもの。

電力増幅器１３・・・・・・最大２０Ｖ、０．７５Ｖ。

比較のため、第１図に示す装置を使用して同様の測定を
行なったが、この場合、上述の結果のような矩形空気圧
波を得るのには、陽圧タンク、除圧タンクともにＩＯＡ
以上のものを必要とした。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の装置のブロック図、第２図は氏力波形図
、第３図は本発明の第一実施例を示すブロック図、第４
図は電空比例弁の断面図、第５図は電流値とポートの開
口度との関係を示すグラフ、第６図ａ　−ｃは電空比例
弁の動作説明図、第７図は号ツタ型血液ポンプ装置の分
１ｎ側ミ１視図、第８図ａは設定圧力発生器からの１４
１力波形図、同図すば電力増幅器の出力波形図、同図Ｃ
は空気圧の波形図、第９図は本発明の第二実施例を示す
ブロック図である。 ９・・・・・・圧縮機、１０・・・・・・真空ポンプ、
１１・・・・・・電磁弁装置（電空比例弁）、１２・・
・・・・気体駆動型５ ポンプ、１３・・・・・・電力増幅器、１４・・・・・
・制御器、１７〜１９・・・・・・流１洛、２４・・・
・・・設定信号発生器、２５・・・・・・空電変換器、
２６・・・・・・誤差比較器。 特許出願人　日本ゼオン株式会社 ６ ５４５ ２０ａ　２０ｃ　２０ｂ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 気体駆動型ポンプで要求される陽圧より高圧の圧力およ
   び／または陰圧より低圧の圧力を供給する気体圧力源と
   、該気体圧力源を切換操作すると共に、電力増幅器から
   の電流値の大きさにより弁開口度を変えて流量を制御す
   る電磁弁装置と、該電磁弁装置の出口側の圧力と設定圧
   力との差に応じた電流を電磁弁装置に通電するように上
   記電力増幅器を制御する制御器とを具備してなることを
   特徴とする気体駆動型ポンプの駆動装置。