JPS641148B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔技術分野〕 本発明は、人工心臓や大動脈内バルーンポンプ
のような正圧と負圧を交互に供給し駆動する医療
ポンプを駆動する装置に関し、特に駆動用流体と
して、血液に対して安全な性質のもの、例えばヘ
リウムガス、炭酸ガス等を使用した流体駆動装置
に関する。

〔従来の技術〕

人工心臓や大動脈内バルーンポンプ等の正圧と
負圧を交互に供給することで駆動される圧力駆動
式の医療ポンプは、生体の心臓の脈動によく似た
脈動流を血液に与えるように駆動することが安全
性の面で重要である。例えば人工心臓はダイアフ
ラム型、サツク型、ピストン型等種々のものが知
られているが、これらは一般に空気等の流体によ
る圧力パルスを受けて駆動される。生体の状態に
応じた最良の条件で人工心臓等の圧力駆動式の医
療ポンプを駆動するためには、その条件に応じた
正確な圧力を所定のタイミングで出力する駆動装
置が必要である。すなわち、心拍数、正圧、負
圧、正圧および負圧を人工心臓に印加する継続時
間（Duration）又はデユーテイ比等を全て正確
に、かつすばやく所定値にセツトしうる駆動装置
がよい。

ところで、この種の人工心臓等の圧力駆動式の
医療ポンプにおいては、正圧と負圧とを交互に医
療ポンプに印加するため、流体の吸入と排出とを
交互に行なわなければならず、多量の駆動用流体
を消費することになる。したがつて、駆動用流体
には一般に空気を使用している。しかしながら、
流体で駆動されるこの種の医療ポンプは、駆動用
流体と血液とが薄い膜を介して分離されているの
みであるため、万一、この膜が破れるような故障
が生じると、膜の部分を通つて駆動用流体が漏れ
る可能性がある。その場合に駆動用流体が空気で
あると血液が凝結するので患者の生命が危険にさ
らされることになる。

またバルーンポンプにおいては、応答性をよく
するために直接バルーンポンプを駆動する駆動流
体を大気とは別の流体にアイソレータを用いて置
換している。この場合、アイソレータとバルーン
ポンプを接続した際のアイソレータとバルーンポ
ンプ間の配管の内部に溜まつた空気の排出を行う
のに手動で行つている。このため、駆動流体の置
換には熟練が必要であり、また装置を接続後駆動
液体を配管内に満たすのに時間がかかり、煩わし
い。

〔目的〕

そこで、本発明においては、人工心臓等の圧力
パルスにより駆動される圧力駆動式の医療ポンプ
を駆動する駆動用流体と血液とを分離する膜が破
れても安全であるように、直接医療ポンプを駆動
する駆動流体を大気とは別の流体に置換できる構
成としたうえで、更に、装置を接続した直後でも
置換すべき駆動流体をすばやく間違いなく簡単に
配管内に満たせるようにすることを目的とする。

〔構成〕

本発明においては、大気を駆動用流体とする圧
力制御用圧力調整装置と、大気圧の圧力変化を他
の流体の圧力変化に変換するガス制御用圧力調整
装置とを設け、ガス制御用圧力調整装置の流体に
より医療ポンプを駆動するようにした。ここで、
圧力制御用圧力調整装置は、正圧源と、入力端が
正圧源の出力端に接続された正圧切換用電磁弁
と、負圧源と、入力端が負圧源の出力端に接続さ
れ出力端が正圧切換用電磁弁の出力端に接続され
た負圧切換用電磁弁と、正圧切換用電磁弁および
負圧切換用電磁弁を制御する圧力制御用電子制御
手段とから構成した。また、ガス制御用圧力調整
装置は、印加圧力に応じて変移する膜を介して入
力端と出力端とを分離した医療ポンプ駆動手段
と、ガス供給手段と、医療機器駆動手段の出力側
とガス供給手段とに接続されたガス供給用電磁弁
と、入力端が医療ポンプ駆動手段の出力側に接続
され出力端が大気又は負圧系に解放された空気排
出用電磁弁と、ガス供給用電磁弁および空気排出
用電磁弁を開閉制御するガス制御用電子制御手段
とにより構成した。

このため、直接医療ポンプを駆動する駆動流体
として、大気とは異なる流体を使用可能となる。
したがつて、駆動用流体に、血液に対して安全な
性質のもの、例えばヘリウムガス、炭酸ガス等を
使用できる。

ここで、圧力調整のためには多量の流体の消費
が必要であるが、全ての系でヘリウムガス等の安
全な駆動用流体を使用すると多量の駆動用流体が
必要となる。しかし、本発明では直接医療ポンプ
を駆動するためにガス供給手段により供給される
駆動用流体は、医療ポンプ駆動手段の膜により直
接圧力を調整する圧力制御用圧力調整装置とは分
離されている。そのため、大きな駆動用流体用の
タンクを用意しなくてもよく、装置が大型になる
ということはない。

また、ヘリウムガス等の駆動用流体を用いてこ
の種の医療ポンプを駆動する場合、ガスを充填し
た室内で装置を組立てる等特殊な方法を用いない
限り、装置を組付けた直後は医療ポンプに接続さ
れるチユーブ内には空気が入つている。したがつ
て、ヘリウムガス等の駆動用流体で人工心臓等の
医療ポンプを駆動する構成にしても、装置を組付
けた直後は若干安定性が落ちる。しかし、本発明
では、設定手段から指示に沿つて、圧力制御用電
子制御装置により医療ポンプ駆動手段の膜を大き
く動くように正圧および負圧切換用電磁弁を制御
し、ガス制御用電子制御装置によりガスの供給と
空気の排出を交互に行うようガス供給用電磁弁と
空気排出用電磁弁を制御するようにしているの
で、装置を組付けた直後においてもチユーブ内に
残つた空気は素早く排出され、チユーブ内の流体
はガス供給手段により供給される流体に入れ代わ
ることになる。したがつて、装置の接続直後にお
いても安全生がおちることはない。

〔実施例〕

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明す
る。

第１図に人工心臓およびバルーンポンプ駆動装
置のシステム構成を示す。第１図を参照すると、
６０Ｌおよび６０Ｒが人工心臓であり、６０Ｂは
大動脈内バルーンポンプである。流体駆動ユニツ
トFDUには３つの流体駆動出力端が備わつてい
るが、実際には人工心臓６０Ｌおよび６０Ｒとバ
ルーンポンプ６０Ｂを同時に使用する状況は考え
られないので、そのうちの２つのみが同時に作動
しうる構成になつている。流体駆動ユニツト
FDUを制御する電子制御ユニツトECUには、リ
モート操作ボートREM、照明灯LMPおよびビデ
オカメラCAMが接続されている。ビデオカメラ
の信号出力端はモニタテレビTVに接続されてい
る。リモート操作ボードREMと電子制御ユニツ
トECUは、光フアイバケーブルFBOで接続され
ている。

第２図に、第１図の流体駆動ユニツトFDUの
構成を示す。まず概略を説明すると、このユニツ
トFDUにはコンプレツサ７１、真空ポンプ７２、
空気圧制御機構ADULおよびADUR、ガス駆動
機構GDUL、GDURA、GDURB、ヘリウムガス
タンクHTAおよび減圧弁６１が備わつている。
ガス駆動機構GDULの入力端は空気圧制御機構
ADULの出力端に接続されており、ガス駆動機
構GDURAおよびGDURBの入力端は空気圧制御
機構ADURの出力端に共通に接続されている。
ガス駆動機構GDUL、GDURAおよびGDURBの
出力端は、それぞれ人工心臓６０Ｌ，６０Ｒおよ
びバルーンポンプ６０Ｂに接続されている。

空気圧制御機構ADULを説明する。この機構
には、６つの電磁弁５１，５２，５３，５４，５
５および５６が備わつている。電磁弁５１，５２
および５３が正圧生成用に使用され、電磁弁５
４，５５および５６が負圧生成用に使用される。
電磁弁５１および５２はアキユームレータAC１
の内部に備わつており、電磁弁５４および５５は
アキユームレータAC２の内部に備わつている。
電磁弁５１および５３の入力端がコンプレツサ７
１の出力端に接続されており、電磁弁５４および
５６の入力端（流体の流れ方向に関しては下流
側）が真空ポンプ７２の負圧出力端に接続されて
おり、電磁弁５２，５３，５５および５６の出力
端が空気圧制御機構ADULの出力端に接続され
ている。PS１およびPS２は、それぞれアキユー
ムレータAC１およびAC２内部の圧力を検知する
ための圧力センサである。空気圧制御機構
ADURの構成はADULと同一である。

次に、ガス駆動機構GDULを説明する。この
機構には、電磁弁５７，５８，５９、流体アイソ
レータAGA等が備わつている。流体アイソレー
タAGAの１次側（空気側）には機械式弁VA１
を介して前記空気圧制御機構ADULの出力端が
接続されている。電磁弁５７は入力端が流体アイ
ソレータAGAの１次側に接続され、出力端が大
気に開放されている。電磁弁５９は入力端が減圧
弁６１の出力端に接続され、出力端が流体アイソ
レータAGAの２次側に接続されている。電磁弁
５８は入力端が流体アイソレータAGAの２次側
に接続され、出力端が前記アキユームレータAC
２の内部に接続されている。流体アイソレータ
AGAの１次側および２次側には、それぞれ圧力
センサPS３およびPS４が備わつている。ガス駆
動機構GDURAおよびGDURBの構成は、GDUL
と同様である。

第３図に、ガス駆動機構GDURBに備わつた流
体アイソレータAGAの構成を示す。第３図を参
照して説明する。簡単にいうと、AGAはハウジ
ング８１および８２に挟んだダイアフラム８３で
１次側ポート８１ａに連通する空間と２次側ポー
ト８２ａに連通する空間をしきるものであり、ダ
イアフラム８３は図の左右方向に偏移可能になつ
ている。

ダイアフラム８３の中央部には、プレート８４
および８５がそれを挟むように装着されている。
８６がプレート８４と８５を固着するためのボル
トである。ハウジング８１の中央部には、プレー
ト８５の偏移量を調整するための規制部材６３が
装着されている。規制部材６３にはねじ６３ａお
よび６３ｂが形成してあり、ねじ６３ｂの部分で
ハウジング８１に係合している。

規制部材６３を回動すると、係合位置が変化し
て規制部材６３が左右に移動する。左側に移動す
ればプレート８４，８５の移動範囲が大きくなる
し、右側に移動すればプレート８４，８５の移動
範囲が小さくなる。Ｍ１は直流モータである。直
流モータＭ１の駆動軸にはウオームギア６２を結
合してあり、ウオームギア６２は、ねじ６３ａに
噛み合つている。したがつて、モータＭ１を駆動
することにより、プレート８４，８５の移動範囲
が変化する。モータＭ１は、ベースプレート９０
を介してハウジング８１のフランジ部分８１ｂ固
着してある。８９はＯリング、８７および８８は
ハウジング８１と８２を固定するためのボルトで
ある。

ガス駆動機構GDULおよびGDURAに備わつた
流体アイソレータAGAは、モータＭ１が省略さ
れている他は第３図のものと同一構成である。

第４図に、第１図に示す電子制御ユニツト
ECUの構成を示す。第４図を参照すると、電子
制御ユニツトECUは、制御ユニツトCON１，
CON２およびCON３、リモコン用受信ユニツト
SRU、本体側操作ボードMOB、表示ユニツト
DSPUおよびスコープ＆ランプ制御ユニツト
SLCUでなつている。

制御ユニツトCON１は、空気圧制御機構
ADULおよびADURの圧力センサPS１およびPS
２の出力信号を監視して、アキユームレータAC
１およびAC２内部の圧力が設定された圧力と一
致するように、電磁弁５１および５２を開閉制御
する。

制御ユニツトCON２は、空気圧制御機構
ADULおよびADURの電磁弁５２，５３，５５
および５６を、設定された心拍周期、左および右
のそれぞれ継続時間（Systolic Duration）又は
デユーテイ等に応じた所定タイミングで開閉制御
する。

制御ユニツトCON３は、ガス駆動機構GDUL、
GDURAおよびGDURBの電磁弁５７，５８およ
び５９を制御する。但し、GDURAとGDURBを
同時に制御することはない。GDULとGDURAお
よびGDURBの制御は、圧力センサPS３および
PS４の出力信号PG１，PG２又はPS４のみを監
視して行なう。又GDURBの制御においては、モ
ータＭ１を制御する。

表示ユニツトDSPUは、多数の７セグメント表
示器でなつており、制御ユニツトCON１，CON
２およびCON３に接続されている。本体側操作
ボードMOBは、制御ユニツトCON１，CON２，
CON３およびスコープ＆ランプ制御ユニツト
SLCUに接続されている。リモコン用受信ユニツ
トSRUの各々の出力ラインは、本体側操作ボー
ドMOBの対応する信号ラインと同様に接続され
ている。

第５図に、第４図の制御ユニツトCON３の構
成を示す。第５図を参照して説明する。このユニ
ツトCON３はマイクロコンピユータユニツト
CPU３を中心として構成してある。本体側操作
ボードMOBおよびリモコン用受信ユニツトSRU
が接続されるコネクタＪ１２は、バツフアBF３
およびチヤタリング除去回路CH３を介して、
CPU３の入力ポートに接続されている。コネク
タＪ１２に印加される信号は、本体側操作ボード
MOBからの、空気抜き指示信号、補助心臓／バ
ルーンポンプ選択信号等である。

CPU３いはＺ１６と同一構成のＡ／Ｄ変換器
Ｚ１６Ｂが接続されており、Ｚ１６Ｂのアナログ
信号入力端子に、ガス駆動機構GDUL、GDURA
およびGDURBに備わつた圧力センサの出力端子
が接続されている。MD１はストローク調整用モ
ータＭ１を駆動するための回路である。MD１の
２つの入力端子を制御することにより、モータＭ
１を正転、逆転又は停止制御することができる。

CPU３の９つの出力ポートに、バツフアＺ１
５Ｄ，Ｚ１５ＥおよびＺ１５Ｆを介して、ソリツ
ドステートリレーSSR１３〜SSR２１が接続され
ている。SSR１３，SSR１４およびSSR１５の出
力端子が、それぞれガス駆動機構GDUL、
GDURAおよびGDURBの電磁弁５７に接続され
ており、SSR１６，SSR１７およびSSR１８の出
力端子が、それぞれガス駆動機構GDUL、
GDURAおよびGDURBの電磁弁５９に接続され
ており、SSR１９，SSR２０およびSSR２１の出
力端子が、それぞれガス駆動機構GDUL、
GDURAおよびGDURBの電磁弁５８に接続され
ている。

第６ａ図および第６ｂ図に、マイクロコンピユ
ータユニツトCPU３の概略動作を示す。第６ａ
図がメインルーチンであり、第６ｂ図が空気抜き
サブルーチンである。

第６ａ図を参照して説明する。電源がオンする
と、メモリ、出力ポートの初期設定を行ない、空
気抜き指示（Ｓ１８がオン）があるかどうかをチ
エツクし、指示があれば空気抜きサブルーチンを
実行する。スイツチＳ１９の状態をチエツク、右
側駆動系が補助心臓モードかバルーンポンプモー
ドかを判別する。

補助心臓モードの場合、圧力センサPS３とPS
４の出力信号PG１およびPG２を読む。PG１の
レベルPG２よりも所定値Ref3だけ大きいと、電
磁弁５９を開にセツトして、ヘリウムタンク
HTAからヘリウムガスを流体アイソレータAGA
の２次側に供給する。減圧弁６１の出力には比較
的高い（例えば150mmHg）圧力が現れるので、電
磁弁５９を開くことによりAGAの２次側圧力が
上昇する。

PG１とPG２の差がRef3以下であれば、電磁
弁５９を閉にセツトする。また、PG2のレベルが
PG１よりもRef4以上大きいと、電磁弁５８を開
にセツトしてAGAの２次側圧力を低下させる。
PG１とPG２の差が所定以下であれば電磁弁５８
を閉にセツトする。

補助心臓モードの動作タイミングを、第７図に
示す。通常は、流体アイソレータAGAのプレー
ト８４，８５（およびダイアフラム８３）がハウ
ジング８１，８２又は規制部材６３に当たること
なく、空気圧制御機構からの圧力変化に応じて振
動している。この状態では、流体アイソレータ
AGAの１次側と２次側の圧力に大きな差は生じ
ない。

しかし、流体アイソレータAGAの２次側に流
体漏れ（ヘリウムガスが大気側に漏れる）が生じ
ると、２次側の圧力が低下し、プレート８４，８
５の振動位置は第３図における右側に移動する。
その移動が所定以上になると、プレート８４がハ
ウジング８２に接触する。プレート８４がハウジ
ング８２に接触すると、流体アイソレータAGA
の２次側の流体圧はそれ以上上昇しないから、１
次側の圧力PG１と２次側の圧力PG２の間に差が
生ずる。

また電磁弁５９を開いた後でAGAの２次側圧
力PG２が大きくなり、プレート８４，８５の振
動位置は第６図における左側に移動して、それが
所定以上であるとプレート８５が規制部材６３又
はハウジング８１に接触し、PG１＜PG２にな
る。したがつて、上記のようにPG１とPG２の差
が所定以下に維持されるように電磁弁５８および
５９を制御することにより、２次側圧力PG２を
所定範囲に維持して、プレート８４，８５の振動
が停止しないように駆動しうる。

スイツチＳ１９がバルーン側にセツトされてい
ると、バルーンモードになる。この実施例では、
バルーンモードでは、２次側圧力PG２のみを監
視する方法を用いている。これは、PG２を監視
し、プレート８４および８５のストロークがハウ
ジング８２と規制部材６３とで規制される位置範
囲で振動するように電磁弁５８，５９およびモー
タＭ１を制御する。

このモードでは、圧力PG２は第８図に示すよ
うな波形になる。すなわち、駆動圧力が負圧から
正圧に変化すると、PG１と等しい圧力がPG２に
現われて、プレート８４がハウジング８２に接触
したところで圧力が降下（飽和）する。また駆動
圧力が正圧から負圧に変化すると、PG１と等し
い圧力がPG２に現われて、プレート８５が規制
部材６３に接触したところで圧力が上昇（絶対値
は低下）（飽和）する。

第６ａ図に戻つて説明すると、まずPG２の上、
下飽和圧力の差、すなわち第８図のPSTを求め
る。PSTはプレート８４，８５の移動範囲（ス
トローク）に対応する。PSTがストローク上限
値よりも大きいと、モータＭ１を正転駆動して規
制部材６３を第３図における右側に駆動し、
PSTがストローク下限値よりも小さいと、モー
タＭ１を逆転駆動して、規制部材６３を第３図に
おける左側に駆動する。このようにして、まず最
初にプレート８４，８５のストロークを所定範囲
内に調整する。

ストローク調整を行なうのには理由がある。す
なわち、１つは患者の区別（大人、子供等）によ
つてバルーンポンプの容量が異なるため、小容量
のバルーンポンプを駆動する場合にはストローク
小さくして無駄な動作をなくし、バルーンポンプ
を動かし易くするためであり、もう１つは、万一
バルーンポンプが破裂した場合のガス流出量を小
さく制限するためである。

次いで、負側の飽和圧力PG2L（絶対値）を予
め定めた上限値および下限値と比較する。PG2L
が上限値よりも大きいと電磁弁５８を開にセツト
し、上限値よりも小さければ電磁弁５８を閉にセ
ツトする。またPG2Lが下限値よりも小さければ
電磁弁５９を開にセツトし、下限値よりも大きけ
れば電磁弁５９を閉にセツトする。これにより
PG2Lは上限値と下限値との間に維持され、流体
アイソレータAGAの２次側のヘリウムガス量が
大きく変化しないように制御される。

次に空気抜き動作を説明する。スイツチＳ１８
がオンになると、空気抜きサブルーチンを実行す
る。

第６ｂ図を参照して説明する。この例では、ま
ず電磁弁５７（Ｒ，Ｌ）を開いて、流体アイソレ
ータAGAの１次側を大気に開放する。次いで、
カウンタCOX（内部レジスタ）に所定値（この例
では10）をセツトする。タイマをクリア＆スター
トし、電磁弁５８を閉、５９を開にそれぞれセツ
トする。タイマがタイムオーバすると、タイマを
クリア＆スタートした後、電磁弁５８を開、５９
を閉にそれぞれセツトする。タイマがタイムオー
バすると、カウンタCOXをデクリメントし、
COXが０でなければ上記動作を繰り返す。

すなわち、タイマにセツトする所定時間毎に、
電磁弁５８および５９の開、閉および閉、開を繰
り返す。したがつて、流体アイソレータAGAの
２次側に正圧および負圧が交互に印加され、また
流体アイソレータAGAの１次側が大気圧である
から、プレート８４および８５が、ハウジング８
１，８２および規制部材６３で規制される２つの
位置の間を移動し、この結果AGA2次側の流路内
には大量の流体の出入りが荘司、この内部の流体
は徐々に空気からヘリウムガスに変わる。

したがつて、通常の室温でバルーンポンプ６０
Ｂのチユーブを駆動装置本体に取付けるような操
作を行なつても、簡単なスイツチ操作で、流体ア
イソレータAGAの２次側から空気を抜くことが
できる。

上記実施例においては、流体アイソレータ
AGAの２次側から空気を抜くために、AGAの１
次側に電磁弁５７を設けているが、空気圧制御機
構の電磁弁５２および５５に同期させて電磁弁５
８および５９を開閉制御すれば、電磁弁５７は不
要である。その場合の動作タイミングを第９図に
示す。すなわち、電磁弁５２を開してAGAの１
次側に正圧を印加するタイミングで電磁弁５８を
開いてプレート８４，８５を２次側に駆動し、電
磁弁５５を開いてAGAの１次側に負圧を印加す
るタイミングで電磁弁５９を開いてプレート８
４，８５をAGAの２次側に駆動すればよい。

なお、第１図に示すリモート操作ボードREM
および第４図に示す、制御ユニツトCON１、制
御ユニツトCON２、スコープ＆ランプ制御ユニ
ツトSLCU、本体側操作ボードMOB、リモコン
用受信ユニツトSRUおよび表示ユニツトDSPU
の構成およびその作動は、特願昭58−213748号に
示されたもので良く、ここでは説明を省略する。

〔効果〕

以上説明した実施例によれば、ガス供給手段の
ガスとして、ヘリウムガス等の血液に直接ふれて
も安全な流体を用いることができるためこの流体
と血液とを分離する膜が破れても血液には大気が
触れることがなく、より安全となる。

また、ガス供給手段のガスは圧力制御用圧力調
整手段には供給されないので、ガス供給手段は小
型でよい。したがつて、装置全体も小型にするこ
とができる。

更に、装置交換時においても、医療ポンプ駆動
手段と医療ポンプとの間のチユーブ内に残つた大
気を急速に排出できる。また、この操作は設定手
段に空気抜き指示を与えるだけで後は自動的に行
われるので、操作ミスが少なくなる。したがつ
て、血液が直接大気とふれる可能性は極めて低
く、安全生が高い。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明を実施する一形式の人工心臓
およびバルーンポンプ駆動装置のシステム構成を
示すブロツク図である。第２図は、第１図の流体
駆動ユニツトFDUの構成を示すブロツク図であ
る。第３図は、第２図のガス駆動機構GDURBに
備わつた流体アイソレータAGAの構成を示す縦
断面図である。第４図は、第１図の電子制御ユニ
ツトECUの構成を示すブロツク図である。第５
図は、第４図の制御ユニツトCON３の構成を示
すブロツク図である。第６ａ図および第６ｂ図
は、第５図のCPU３の概略動作を示すフローチ
ヤートである。第７図、第８図および第９図は、
装置の動作タイミング示す波形図である。 １……人工心臓およびバルーンポンプ駆動装置
（医療ポンプ駆動手段）、５１，５３，５４，５
６，５７：電磁弁、５２：電磁弁（正圧切換用電
磁弁）、５５：電磁弁（負圧切換用電磁弁）、５
８：電磁弁（空気排出用電磁弁）、５９：電磁弁
（ガス供給用電磁弁）、７１：コンプレツサ（正圧
源）、７２：真空ポンプ（負圧源）、HTA：ヘリ
ウムタンク、６１：減圧弁、AGA：液体アイソ
レータ（医療ポンプ駆動手段）、PS１，PS２：
圧力センサ、PS３，PS４：圧力センサ（圧力検
出手段）、CPU１，CPU２，CPU３：マイクロ
コンピユータユニツト（電子制御手段）、
MOB：本体側操作ボード（設定手段）、REM：
リモート操作ボード（設定手段）、FBO：光フア
イバケーブル、SP：スピーカ、２ａ，２ｂ……
チユーブ、６０Ｌ，６０Ｒ……人工心臓、６０Ｂ
……大動脈内バルーンポンプ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 複数のスイツチを備え、心拍周期の設定値お
   よび空気抜きを行うための空気抜き指示を設定す
   るための設定手段； 正圧源、入力端が正圧源の出力端に接続された
   正圧切換用電磁弁、負圧源、入力端が該負圧源の
   出力端に接続され出力端が前記正圧切換用電磁弁
   の出力端に接続された負圧切換用電磁弁および前
   記設定手段、前記正圧切換用電磁弁および前記負
   圧切換用電磁弁に接続されており、前記設定手段
   により設定された設定値に応じて前記正圧切換用
   電磁弁および負圧切換用電磁弁を交互に開閉制御
   する圧力制御用電子制御手段、を備え前記正圧切
   換用電磁弁の出力端をその出力端とする圧力制御
   用圧力調整装置；および 印加圧力に応じて所定範囲で変移する膜を介し
   て入力端と出力端とを分離しており、圧力パルス
   の供給により駆動される医療ポンプを駆動するた
   めの医療ポンプ駆動手段、ガス供給手段、前記医
   療ポンプ駆動手段の出力側と前記ガス供給手段と
   に接続されたガス供給用電磁弁、入力端が前記医
   療ポンプ駆動手段の出力側に接続され出力端が大
   気又は負圧系に解放された空気排出用電磁弁、医
   療ポンプ駆動手段の少なくとも出力側に配置され
   た圧力検出手段、および前記設定手段、ガス供給
   用電磁弁、空気排出用電磁弁および圧力検出手段
   に接続されており、前記設定手段により設定され
   た設定値と前記圧力検出手段の出力信号に応じて
   前記ガス供給用電磁弁および空気排出用電磁弁を
   開閉制御し、前記設定手段から空気抜き指示があ
   ると、前記正圧切換用電磁弁および負圧切換用電
   磁弁の開閉に同期させてガス供給用電磁弁が開で
   あり空気排出用電磁弁が閉である状態とガス供給
   用電磁弁が閉であり空気排出用電磁弁が開である
   状態とを繰り返すように前記ガス供給用電磁弁お
   よび空気排出用電磁弁を開閉制御するガス制御用
   電子制御手段、を備え、前記医療ポンプ駆動手段
   の入力端が前記圧力制御用圧力制御装置の出力端
   に接続され前記医療ポンプ駆動手段の出力端が前
   記医療ポンプに接続されたガス制御用圧力調整装
   置； を備える医療ポンプ駆動装置。