JPS6335835B2 - - Google Patents
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- JPS6335835B2 JPS6335835B2 JP58199151A JP19915183A JPS6335835B2 JP S6335835 B2 JPS6335835 B2 JP S6335835B2 JP 58199151 A JP58199151 A JP 58199151A JP 19915183 A JP19915183 A JP 19915183A JP S6335835 B2 JPS6335835 B2 JP S6335835B2
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- pressure
- gas
- tank
- pump
- valve
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- 239000008280 blood Substances 0.000 description 22
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 22
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 8
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 3
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000007599 discharging Methods 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
- F04—POSITIVE - DISPLACEMENT MACHINES FOR LIQUIDS; PUMPS FOR LIQUIDS OR ELASTIC FLUIDS
- F04B—POSITIVE-DISPLACEMENT MACHINES FOR LIQUIDS; PUMPS
- F04B35/00—Piston pumps specially adapted for elastic fluids and characterised by the driving means to their working members, or by combination with, or adaptation to, specific driving engines or motors, not otherwise provided for
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- Engineering & Computer Science (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Compressors, Vaccum Pumps And Other Relevant Systems (AREA)
- Reciprocating Pumps (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
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。
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。
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タンク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。
一定圧に維持された陽圧タンク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。
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や気
体駆動型ポンプ８の圧力波形にあらわれてしま
う。
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図の一点鎖線Ａはこのような圧力低下の影
響があらわれた圧力波形を示している。なお、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。
響があらわ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、コスト高となる問題が
あつた。
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、コスト高となる問題が
あつた。
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上に、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。
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、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している。
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している。
したがつて、陽圧タンク、陰圧タンクを可及的
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。
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。
る。
第３図は本発明の駆動装置の第一実施例を示す
ブロツク図である。図中符号９は圧縮機、１０は
真空ポンプ、１１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は陽圧タンク、１６は陰圧タンクであ
る。
ブロツク図である。図中符号９は圧縮機、１０は
真空ポンプ、１１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は陽圧タンク、１６は陰圧タンクであ
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の入口側の一方のポート２０ｂに
接続され、また真空ポンプ１０は陰圧タンク１
６、流路１８を介して入口側の他方のポート２０
ａに接続され、また電空比例弁の１１の出口側の
ポート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。
電空比例弁１１の入口側の一方のポート２０ｂに
接続され、また真空ポンプ１０は陰圧タンク１
６、流路１８を介して入口側の他方のポート２０
ａに接続され、また電空比例弁の１１の出口側の
ポート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。
ポート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、またポート２０ａと２０ｃとが連通したと
き、気体駆動型ポンプ１２か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。
機９から加圧空気が気体駆動型ポンプ１２に送ら
れ、またポート２０ａと２０ｃとが連通したと
き、気体駆動型ポンプ１２か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するよう
に設定され、また真空ポンプ１０は気体駆動型ポ
ンプ１２で要求される最低陰圧よりも低い陰圧を
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１１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、陰圧タンク１６は、従来のような
圧力源としての役割は小さく、むしろバツフアタ
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。
求される最高陽圧よりも高い陽圧を発生するよう
に設定され、また真空ポンプ１０は気体駆動型ポ
ンプ１２で要求される最低陰圧よりも低い陰圧を
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１１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、陰圧タンク１６は、従来のような
圧力源としての役割は小さく、むしろバツフアタ
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はポート２０ａと２０ｂ
を切換操作するだけでなく、ポート２０ｃ（ポー
ト２０ａ，２０ｂ）の開口度を変える。
を切換操作するだけでなく、ポート２０ｃ（ポー
ト２０ａ，２０ｂ）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は上述のポート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
てポート２０ａと２０ｂを切換え、またこれらポ
ート２０ａ，２０ｂの開口度を変えて空気流量を
制御する。
電空比例弁１１は上述のポート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
てポート２０ａと２０ｂを切換え、またこれらポ
ート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ポ
ート２０ａ，２０ｂの開口度との関係を示し（実
線はポート２０ａの開口度を示し、点線はポート
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Ａ方向に移動させられて、ポート
２０ｂと２０ｃとが連通しポート２０ｂが全開と
なる。
ート２０ａ，２０ｂの開口度との関係を示し（実
線はポート２０ａの開口度を示し、点線はポート
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Ａ方向に移動させられて、ポート
２０ｂと２０ｃとが連通しポート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ポート２０
ｂの開口度が該電流値に比例して小さくなる。そ
して、ポート２０ｂが全閉となる。このとき、弁
スプール２１は第６図ｂに示すように位置する。
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ポート２０
ｂの開口度が該電流値に比例して小さくなる。そ
して、ポート２０ｂが全閉となる。このとき、弁
スプール２１は第６図ｂに示すように位置する。
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
値に比例してポート２０ａの開口度が大きくな
る。電流値が最大となると、ポート２０ａ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。
なると、今度は第５図の点線に示すように該電流
値に比例してポート２０ａの開口度が大きくな
る。電流値が最大となると、ポート２０ａ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、それに比例してポート２
０ａの開口度が小さくなり、そしてポート２０ａ
が全閉となると、今度は電流値の減少に比例して
ポート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ポート２０ｂが全開となる。
０ａの開口度が小さくなり、そしてポート２０ａ
が全閉となると、今度は電流値の減少に比例して
ポート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ポート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
ルス信号を発生する設定信号発生器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２
６とから構成されている。誤差比較器２６は複数
のオペアンプ２６ａ〜２６ｃから構成されてい
る。
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
ルス信号を発生する設定信号発生器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２
６とから構成されている。誤差比較器２６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ポート２７を有した耐圧性
のハウジングアウタケース２８内に偏平袋状の血
液チヤンバー２９を、その上部に設けたつば部３
０を介して気密に収納して構成されている。つば
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には逆止
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。
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ポート２７を有した耐圧性
のハウジングアウタケース２８内に偏平袋状の血
液チヤンバー２９を、その上部に設けたつば部３
０を介して気密に収納して構成されている。つば
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には逆止
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。
て説明する。
いま、設定信号発生器２４からH1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L1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２５からオペアンプ２６
ｂにはL2レベルの信号が出力される。オペアン
プ２６ａ，２６ｂからの信号はオペアンプ２６ｃ
で反転されてH2レベル信号となつて電力増幅器
１３の一端子に入力され、このため電力増幅器１
３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、前述の如くポート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、血液チヤンバー２
９から血液が押し出される。
号が出力されると、該信号はオペアンプ２６ａで
反転されてL1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２５からオペアンプ２６
ｂにはL2レベルの信号が出力される。オペアン
プ２６ａ，２６ｂからの信号はオペアンプ２６ｃ
で反転されてH2レベル信号となつて電力増幅器
１３の一端子に入力され、このため電力増幅器１
３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、前述の如くポート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、血液チヤンバー２
９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つてポ
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。
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つてポ
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L4
レベルに変わると、電力増幅器１３の出力がH3
レベルとなつて、ソレノイド２３に通電される電
流値が最大となり、前述の如くポート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
ヤンバー２９内に導入される。
レベルに変わると、電力増幅器１３の出力がH3
レベルとなつて、ソレノイド２３に通電される電
流値が最大となり、前述の如くポート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
ヤンバー２９内に導入される。
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
順次小さくなつてポート２０ａの開口度が小さく
なる。
される信号が小さくなると、電流値が最大値から
順次小さくなつてポート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ｂ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。
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ｂ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。
ポート２０ａと２０ｂの切換速度は通常の電磁
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。
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。
したがつて、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を定格通り駆
動することができる。
用しなくても気体駆動型ポンプ１２を定格通り駆
動することができる。
第９図は本発明の第二実施例を示している。こ
の第２実施例では、陽圧タンク１５と陰圧タンク
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。
の第２実施例では、陽圧タンク１５と陰圧タンク
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と陰圧タンク１６
を省略しても、電空比例弁１１は前述の如く動作
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。
を省略しても、電空比例弁１１は前述の如く動作
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
の状態に応じた陽圧、陰圧、周期、デユーテイー
比等に合わせて設定される。
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
の状態に応じた陽圧、陰圧、周期、デユーテイー
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
つて治療が安全となる。
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
つ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、大気が陰圧源となり、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。
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、大気が陰圧源となり、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サツク型のものに
限定されず、ダイヤフラム型その他のものにも適
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。
限定されず、ダイヤフラム型その他のものにも適
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を圧力およ
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
変えて流量あるいは圧力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の
で、陽圧タンクや陰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。
型ポンプで要求される陽圧よりも高圧を圧力およ
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
変えて流量あるいは圧力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の
で、陽圧タンクや陰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。
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
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。
圧力パルス波形を得ることができ、このため各種
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。
次に本発明の具体例を説明する。
第３図に示す駆動装置（本発明第一実施例）に
よりポンプ、チユーブの合計容量300c.c.のサツク
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トランスジユーサにより
測定した結果、空気圧最高値100〜300mmHg、最
低値10〜50mmHgにおいて、圧力波立上りが90％
値で、50msの矩形空気圧波を得た。なお、陽圧
タンク１５、陰圧タンク１６、電空比例弁１１等
は次のものを使用した。
よりポンプ、チユーブの合計容量300c.c.のサツク
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トランスジユーサにより
測定した結果、空気圧最高値100〜300mmHg、最
低値10〜50mmHgにおいて、圧力波立上りが90％
値で、50msの矩形空気圧波を得た。なお、陽圧
タンク１５、陰圧タンク１６、電空比例弁１１等
は次のものを使用した。
陽圧タンク１５…タンク容量２、設定圧力最
高1.5Kg/cm2、最低1.0Kg/cm2。
高1.5Kg/cm2、最低1.0Kg/cm2。
陰圧タンク１６…タンク容量２、設定圧力最
高―600mmHg、最低200mmHg。
高―600mmHg、最低200mmHg。
電空比例弁１１…弁開口面積13.8mm2、コイル抵
抗26Ω、最大電流750mA。
抗26Ω、最大電流750mA。
空電変換器２５…出力6mV／mmHg。
設定信号発生器２４…0.3〜3Hz、デユーテイ
ー比20〜80％の任意の矩形波形を０〜15Vの出力
電圧で出力するもの。
ー比20〜80％の任意の矩形波形を０〜15V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
の測定を行なつたが、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、陰
圧タンクともに10以上のものを必要とした。
の測定を行なつたが、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、陰
圧タンクともに10以上のものを必要とした。
第１図は従来の装置のブロツク図、第２図は圧
力波形図、第３図は本発明の第一実施例を示すブ
ロツク図、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図はサツク型血液ポンプ装置の分解斜視図、第
８図ａは設定圧力発生器からの出力波形図、同図
ｂは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
ツク図である。 ９…圧縮機、１０…真空ポンプ、１１…電磁弁
装置（電空比例弁）、１２…気体駆動型ポンプ、
１３…電力増幅器、１４…制御器、１７〜１９…
流路、２４…設定信号発生器、２５…空電変換
器、２６…誤差比較器。
力波形図、第３図は本発明の第一実施例を示すブ
ロツク図、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図はサツク型血液ポンプ装置の分解斜視図、第
８図ａは設定圧力発生器からの出力波形図、同図
ｂは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
ツク図である。 ９…圧縮機、１０…真空ポンプ、１１…電磁弁
装置（電空比例弁）、１２…気体駆動型ポンプ、
１３…電力増幅器、１４…制御器、１７〜１９…
流路、２４…設定信号発生器、２５…空電変換
器、２６…誤差比較器。
Claims (1)
- 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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58199151A JPS6093187A (ja) | 1983-10-26 | 1983-10-26 | 気体駆動型ポンプの駆動装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58199151A JPS6093187A (ja) | 1983-10-26 | 1983-10-26 | 気体駆動型ポンプの駆動装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6093187A JPS6093187A (ja) | 1985-05-24 |
| JPS6335835B2 true JPS6335835B2 (ja) | 1988-07-18 |
Family
ID=16402995
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58199151A Granted JPS6093187A (ja) | 1983-10-26 | 1983-10-26 | 気体駆動型ポンプの駆動装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6093187A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63129689U (ja) * | 1987-02-18 | 1988-08-24 | ||
| JPH0246134U (ja) * | 1988-09-27 | 1990-03-29 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6434741B2 (ja) * | 2014-08-12 | 2018-12-05 | 日本ピラー工業株式会社 | ポンプ脈動を低減するためのシステム |
-
1983
- 1983-10-26 JP JP58199151A patent/JPS6093187A/ja active Granted
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63129689U (ja) * | 1987-02-18 | 1988-08-24 | ||
| JPH0246134U (ja) * | 1988-09-27 | 1990-03-29 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6093187A (ja) | 1985-05-24 |
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