CN102808757B - 泵单元、呼吸辅助装置 - Google Patents

Abstract

本发明的泵单元能够提高能力并且大幅小型化。将微型泵(500)配置为形成行和列的关系的格子状，使至少最下游行的微型泵(500)的排出口与总排出口连接。而且，具有：排出直连机构，使中间行的多个微型泵的各自的排出口与总排出口直接连接；吸入直连机构，使上述的微型泵的各自的吸入口与最初被供给的所述流体直接连接；串联连接机构，使上游行的微型泵的排出口与下游行的所述微型泵的吸入口直接连接；控制装置，对上述的各机构进行控制。

Description

泵单元、呼吸辅助装置

技术领域

本发明涉及利用微型泵输送流体的泵单元及使用该泵单元的呼吸辅助装置。

背景技术

在医疗现场会使用人工呼吸器等呼吸辅助装置。该呼吸辅助装置的种类能够采用：对不会自发呼吸的患者(全身麻醉、心肺复苏中、重病的患者)使用的调节换气(ControlledVentilation)式；配合患者的自发呼吸而在呼吸道产生正压(positivepressure)的辅助换气方式(AssistedVentilation)；组合辅助换气和调节换气的部分辅助换气(Assist/Control)方式；使供给到呼吸道的气体以5～40Hz的频率振动，来实现1～2ml/kg这样的非常少的1次换气量的高频振动换气(highfrequencyoccilation)方式等。

此外，该呼吸辅助装置也能够应用于睡眠时有呼吸障碍的患者。由于在睡眠中，呼吸道的肌肉松弛而舌根部和软腭下垂，而将呼吸道堵塞，从而产生呼吸障碍。对于具有这种呼吸障碍的患者来说，通过对呼吸道施加正压，会缓和该症状。

在任何一种呼吸辅助装置中，都需要用于在呼吸道产生正压的泵单元。该泵单元的动力源使用使风扇旋转来输送气体的鼓风机(blower)、使活塞往复运动来输送气体的气缸泵(cylinderpump)等。

但是，在现有的呼吸辅助装置中，该泵单元比较大，因而将其容置在箱状的壳体内来放置于使用者的旁边来使用。因而，存在呼吸辅助装置难以小型化的问题。

另外，在呼吸辅助装置中使用的泵单元，例如图18所示那样进行控制，在进行吸气动作时，第一次以大的流量非常快地升压(正压化)，然后，一边再提高压力来辅助吸气一边使流量维持恒定。在进行呼气动作时，以大的流量非常快地减压(负压化)，在压力降低了时，逐渐降低流量，不对肺造成负担。该控制是一个例子，实际要求具有各种控制模式，但为了进行这种细微的控制，必须要利用大的鼓风机、气缸泵，来自如改变压力和流量。因而，存在更加难以使泵单元小型化的问题。

发明内容

本发明是鉴于上述问题而提出的，其目的在于提供能够自如地控制压力和流量并大幅小型化的泵单元及使用该泵单元的呼吸辅助装置。

通过本案的发明人的认真研究，通过以下手段达到了上述目的。

即，达到上述目的的本发明为一种泵单元，其特征在于，具有：多个微型泵，配置为形成行与列的关系的格子状，所述多个微型泵用于在沿着所述列的方向上输送流体，总排出口，至少与最下游行的所述微型泵的排出口直接连接，用于使由所述微型泵输送的所述流体最终被排出，排出直连机构，使中间行的所述多个微型泵各自的排出口与所述总排出口直接连接，吸入直连机构，使中间行的所述多个微型泵各自的吸入口与最初被供给的所述流体直接连接，串联连接机构，使上游行的所述微型泵的排出口与下游行的所述微型泵的吸入口直接连接，控制装置，对所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构进行控制；所述控制装置使上游行的所述微型泵的排出口与下游行的所述微型泵的吸入口直接连接，来实现在所述列的方向上的连接，从而使所述多个微型泵形成处于压力优先输送状态，另一方面，使多个行的所述微型泵的排出口与所述总排出口直接连接，并且使在多个行配置的所述微型泵的吸入口与最初被供给的所述流体直接连接，从而使所述多个微型泵形成处于流量优先输送状态。

在上述发明中，优选达到上述目的的泵单元的特征在于，在所述压力优先输送状态下，下游行的所述微型泵的驱动数量等于或小于上游行的所述微型泵的驱动数量。

在上述发明中，优选达到上述目的的泵单元的特征在于，下游行的所述微型泵的配置数量等于或小于上游行的所述微型泵的配置数量。

在上述发明中，优选达到上述目的的泵单元的特征在于，所述控制装置，同时组合实现所述压力优先输送状态和所述流量优先输送状态，并且，对以所述压力优先输送状态相互连接的所述行所占的数量和以所述流量优先输送状态与所述总排出口直接连接的所述行所占的数量之间的的关系进行切换，从而阶梯性地逐步切换所述流体的输送压力及输送流量。

在上述发明中，优选达到上述目的的泵单元的特征在于，所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构，一并切换配置在所述行上的多个所述微型泵的全体的连接关系。

达到上述目的的本发明为一种泵单元，其特征在于，具有多级的并联泵单元，该并联泵单元由多个微型泵并联配置而成，在上游侧的所述并联泵单元和下游侧的所述并联泵单元之间配置有：排出侧合流空间，使从上游侧的所述并联泵单元的所述多个微型泵排出的流体合流；吸入侧分支空间，将流体分支供给至下游侧的所述并联泵单元的所述多个微型泵；串联连接阀，使上游侧的所述并联泵单元的所述排出侧合流空间与下游侧的所述并联泵单元的所述吸入侧分支空间直接连接或者隔断；排出直连阀，使上游侧的所述并联泵单元的所述排出侧合流空间与流体最终被排出的总排出口直接连接或者隔断，吸入直连阀，使下游侧的所述并联泵单元的所述吸入侧分支空间与最初被供给的所述流体直接连接或者隔断。

在上述发明中，优选达到上述目的的泵单元的特征在于，还具有对所述排出直连阀、所述吸入直连阀及所述串联连接阀进行控制的控制装置，所述控制装置对压力优先输送状态和流量优先输送状态进行切换，在所述压力优先输送状态下，所述串联连接阀处于直接连接状态，所述排出直连阀及所述吸入直连阀为隔断状态，上游侧的所述并联泵单元和下游侧的所述并联泵单元串联连接，在所述流量优先输送状态下，所述串联连接阀处于隔断状态，所述排出直连阀及所述吸入直连阀为直接连接状态，上游侧的所述并联泵单元和下游侧的所述并联泵单元并联连接。

达到上述目的的本发明为一种呼吸辅助装置，其特征在于，具有：流路，使呼气或吸气的气体通过；嘴部，配置在所述流路内，用于向呼气或吸气方向喷出加速用气体；上述发明中的任意一种泵单元，固定在所述流路的周围，向所述嘴部供给所述加速用的气体。

根据本发明，能够获得维持了能力且使泵单元大幅小型化的优异的效果。

附图说明

图1是表示本发明的第一实施方式的泵单元的概念性的结构的图。

图2A是表示在该泵单元中使用的微型泵的结构例的剖视图，图2B是表示该微型泵的压力-流量线的曲线图。

图3是表示在该泵单元中使用的控制装置的硬件结构的框图。

图4是表示在该泵单元中使用的控制装置的功能结构的框图。

图5A、5B是表示该泵单元的控制例的图。

图6A、6B是表示该泵单元的控制例的图。

图7是表示该泵单元的控制例的图。

图8A～8C是表示本发明的第二实施方式的泵单元的概念性的结构的图。

图9A、9B是表示该泵单元的控制例的图。

图10A～10F是表示该泵单元的控制例的图。

图11是表示在该泵单元中能够选择的串联数量及并联数量的曲线图。

图12是表示该泵单元的其他结构例的图。

图13是表示该泵单元的其他结构例的图。

图14A是表示本发明的第三实施方式的呼吸辅助装置的结构的主视剖视图，图14B是图14A中的B-B剖视图。

图15A、15B是表示该呼吸辅助装置的控制例的剖视图。

图16是表示该呼吸辅助装置的其他结构例的剖视图。

图17是表示该呼吸辅助装置的其他结构例的剖视图。

图18是表示通常的呼吸辅助装置中的压力及流量的控制例的曲线图。

具体实施方式

下面，参照附图详细说明本发明的实施方式的例子。

在图1中例示了本发明的第一实施方式的泵单元1的概念性的结构。该泵单元1呈形成m1～m5行和n1～n5列的概念上的格子状地配置有多个(在此为25个)微型泵500。微型泵500在沿着n1～n5列的方向上输送流体。

首先，参照图2A说明微型泵500的结构例。该微型泵500在专利文献WO2008/069266中被提出，压电元件501固定在隔膜502上，以与隔膜502相向的方式配置有振动壁520，从而形成一级鼓风室520A。此外，在该振动壁520上形成有使流体在一级鼓风室520A的内外移动的开口522。而且，在一级鼓风室520A的外侧配置有二级鼓风室540，其与开口522相连。在该二级鼓风室540上，在与开口522相向的位置配置有排出口542，另外配置有吸入口544，该吸入口544与二级鼓风室540的周围相连。当通过压电元件501使隔膜502振动时，流体在二级鼓风室540和一级鼓风室520A之间移动，由于该流体阻力振动壁520也进行共振。通过该隔膜502和振动壁520的共振，从吸入口544吸入流体，从排出口542排出流体。该微型泵500作为输送气体的鼓风机来使用，从而能够在不使用止回阀的情况下输送气体。此外，该微型泵500虽然为外径20mm×20mm×2mm左右的箱状并且非常小，但是在使输入正弦波的Vpp(Voltpeaktopeak：峰峰值电压)为15，频率为26kHz的情况下，能够输送最大流量约为1L/分钟(静压0Pa时)的空气，另外能够获得2kPa(流量0L/分钟)的最大静压。另一方面，该微型泵500通过压电元件501引起的隔膜502的振动来输送流体，因此能够输送的流体的体积当然有界限，该静压-流量特性表示为图2B所示的直线。因而，例如若要获得约1kPa的静压，则流量为0.5L/分钟。此外，如果将输入正弦波的Vpp变化为10或20，则压电元件501的振幅也发生变化，因而能够使流量及压力变化。即，在使输入正弦波的Vpp平滑地变化的情况下，能够使流量及压力平滑地变化。或者，如果使输入正弦波的频率变化，则能够使流量及压力变化。即，在使输入正弦波的频率平滑变化的情况下，能够使流量及压力平滑变化。但是，因压电元件的能力和构件的强度、耐久性的原因，流量及压力具有上限。通常在额定的Vpp及频率下使用。

此外，在此介绍了在隔膜上粘贴一个压电元件的单压电(Monomorph、Unimorph)结构，但是当然能采用粘贴2个压电元件而增大振动量的双压电(Bimorph)结构。此外，微型泵500的结构还具有适于输送液体的结构等其他各种结构。因而，在本发明中，只要根据目的采用最适用的结构即可。即，本实施方式的微型泵500能够在不使用止回阀的情况下输送气体，但可以取代该微型泵500，应用在排出口或吸入口具有止回阀的微型泵。

返回图1，该泵单元1具有总排出口50和总吸入口60。总排出口50为全部的微型泵500所输送的流体最终排出的部位。在该总排出口50上至少直接连接有属于最下游的m1行的微型泵500的排出口542。另外，在总排出口50的附近设置有对从此处排出的流体的流量进行测量的流量传感器52和对该流体的压力进行检测的压力传感器54。总吸入口60为最开始供给要被全部的微型泵500进行输送的流体的部位。在该总吸入口60上至少直接连接有属于最上游的m5行的微型泵500的吸入口544。

泵单元1具有排出直连机构70、吸入直连机构80和串联连接机构90。排出直连机构70至少使属于位于中间的m2～m4行的微型泵500的各自的排出口542与总排出口50直接连接。尤其在本实施方式中，属于最上游的m5行的微型泵500的各自的排出口542也能够与总排出口50直接连接。吸入直连机构80至少使属于位于中间的m2～m4行的微型泵500的各自的吸入口544与总吸入口60直接连接。尤其在本实施方式中，属于最下游的m1行的微型泵500的各自的吸入口544也能够与总排出口60直接连接。

在列方向(附图中的上下方向)上相邻的一对微型泵500之间，串联连接机构90使上游行的微型泵500的排出口542与下游行的微型泵500的吸入口544直接连接。

在本实施方式的泵单元1中，上述的排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90，以行为单位一并切换各行所配置的多个微型泵500的全体的连接关系。即，排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90分别在m1行和m2行之间、m2行和m3行之间、m3行和m4行之间、m4行和m5行之间各配置有一个。配置在各行之间的排出直连机构70将属于所对应的行的全部微型泵500的排出口542一并与总排出口50直接连接。配置在各行之间的吸入直连机构80将属于所对应的行的全部微型泵500的吸入口544一并与总吸入口60直接连接。配置在各行之间的串联连接机构90将属于上游行的全部微型泵500的排出口542一并与属于下游行的微型泵500的吸入口544直接连接。若这样，则使阀结构及阀控制变得简单。此外，虽然结构复杂，但可以不是以行为单位，而针对每个微型泵500都配置排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90，从而能够更高精度地进行控制。

图3示出了具有该泵单元1的控制装置10。该控制装置10的硬件结构具有CPU12、第一存储介质14、第二存储介质16、第三存储介质18、输入装置20、显示装置22、输入/输出接口24、总线26。CPU12是所谓的中央运算处理装置，执行各种程序来实现本控制装置10的各种功能。第一存储介质14是所谓的RAM(randomaccessmemory：随机存取存储器)，是作为CPU12的作业区域被使用的存储器。第二存储介质16是所谓的ROM(readonlymemory：只读存储器)，是用于存储由CPU12运行的基本OS(OperatingSystem：操作系统)的存储器。第三存储介质18由内置有磁盘的硬盘装置、用于容置CD、DVD、BD的光盘装置、具有非易失性的半导体闪存装置等构成，用于保存由CPU12执行的各种程序、流量传感器52及压力传感器54的传感数据等。输入装置20是输入键、键盘、鼠标，是用于输入各种信息的装置。显示装置22是显示器，显示各种动作状态。输入/输出接口24输入/输出用于使排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90进行动作的电源及控制信号、流量传感器52及压力传感器54的传感信号、用于使各微型泵500进行动作的电源(正弦波的波形)及控制信号。而且，该输入/输出接口24能够从外部的个人计算机获取程序等数据，或者向该个人计算机输出测量结果。总线26是用于使CPU12、第一存储介质14、第二存储介质16、第三存储介质18、输入装置20、显示装置22、输入/输出接口24等连接成一体来进行通信的配线。

图4示出了通过CPU12执行保存在该控制装置10中的控制程序而实现的功能结构。该控制装置10的功能结构具有泵控制部30、传感部32、阀控制部34。泵控制部30对要输入微型泵500的输入正弦波的Vpp及频率进行控制。传感部32始终取得流量传感器52及压力传感器54的传感信号并传递至泵控制部30及阀控制部34。阀控制部34参照传感部32的传感信号进行控制，适当切换排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90，来接近作为目标的流量值及压力值。

图5A、5B示出了通过该控制装置10控制泵单元1的控制例。

在图5A中，在泵单元1中，使全部的排出直连机构70及吸入直连机构80工作(ON)，使全部串联连接机构90不工作(OFF)，从而使m1～m5行的微型泵500的排出口542与总排出口50直接连接，并且使m1～m5行的微型泵500的吸入口544与总吸入口60直接连接。若这样，则25个微型泵500并联连接，因而全部的行形成以流量优先的输送状态(在此，称为流量优先输送状态)。结果，与单个微型泵500相比较，能够得到25倍流量。

在图5B中，在泵单元1中，使全部的排出直连机构70及吸入直连机构80不工作(OFF)，使全部的串联连接机构90工作(ON)，从而使上游行的微型泵500的排出口542与下游行的微型泵500的吸入口544直接连接。若这样，则形成沿着n1～n5列方向5级的微型泵500串联连接的状态，全部的行为以压力优先的输送状态(在此，称为压力优先输送状态)。结果，越向下游侧，流体的压力越高，在出口侧能够获得约5倍压力。另外，关于流量，在m1～m5行中5个微型泵500并联运转的结果，与单纯使5个微型泵500串联连接的情况相比较，能够获得约5倍流量。

在图5A的流量优先输送状态下，例示了使全部的微型泵500运转的情况，但如图6A所示，优选减少各行的微型泵500的驱动数量，来控制流量。此外，在图6A、6B中，对停止中的微型泵500标注了斜线。这样，如果将一个微型泵500的流量假设为1，则能够使流量在1～25的范围内变化。

另外，在图5B的压力优先输送状态下，例示了使全部的微型泵500运转的情况，但如图6B所示，优选进行控制使下游行的微型泵500的驱动数量等于或小于上游行的微型泵500的驱动数量。这样因为，根据波尔定律，例如在输送气体时，随着从m5行向m1行气压升高，体积减小。因而，即使不驱动各行的全部的微型泵500，也能够充分确保流量。例如，如该图所示，在m5行使5个微型泵500运转，在m4行使4个微型泵500运转，在m3行使3个微型泵500运转，在m2行使2个微型泵500运转，在m1行使1个微型泵500运转。若在各行，静压各升高1kPa，则在总排出口50，静压为5kPa，体积(流量)也变为五分之一左右。结果，m1行中的流量在1个微型泵500的最大容许流量的范围内，所以通过使1个微型泵500运转，也能够获得与图5B相等的流量。即，在图5B和图6B中，能够获得相同的输出，从能量效率的角度来看，优选图6B的方式。此外，在图6B中，例示了随着从上游行向下游行，微型泵500的运转数减少的情况，但本发明不限于此，只要至少在某个上游行和下游行的关系中，运转数减少即可，无需在全部的行都减少。

而且，如图7所示，优选使流量优先输送状态和压力优先输送状态混合。在此，在m1行和m2行之间为压力优先输送状态，在m2行和m3行之间为流量优先输送状态，在m3行和m4行之间为压力优先输送状态，在m4行和m5行之间为流量优先输送状态。另外，适当控制各行的微型泵500的运转数量。这样，通过对以压力优先输送状态相互连接的一对行所占的数量和以流量优先输送状态与总排出口50直接连接的行所占的数量的关系进行切换，来阶梯性性逐步地切换流体的输送压力及输送流量。结果，能够根据包括微型泵500的运转数量在内的多样的组合，决定最适宜的流量和压力。

图8A例示了第二实施方式的泵单元1的结构。此外，第一实施方式和第二实施方式的相同或类似的部分多，因而省略类似部分的说明，在此以与第一实施方式不同点为中心进行说明。

该泵单元1与第一实施方式同样，微型泵500配置为形成m1～m5行和n1～n5列的概念上的格子状，但是将下游行的微型泵500的配置数量设置得等于或者小于上游行侧的微型泵500的配置数量。具体地说，在m5行并联配置有5个微型泵500，在m4行并联配置有4个微型泵500，在m3行并联配置有3个微型泵500，在m2行并联配置有2个微型泵500，在m1行配置有1个微型泵500。此外，例示了从上游行向下游行微型泵500的配置数量一定减少的情况，但本发明不限于此。

在该第二实施方式中，在该各行中并联配置的微型泵500总称为并联泵单元600。因而，该泵单元1具有m1～m5行这5级的并联泵单元600。而且，如图8B、8C中放大示出的那样，该泵单元1在上游侧的并联泵单元600和下游侧的并联泵单元600之间，具有排出侧合流空间72、排出直连阀74、吸入侧分支空间82、吸入直连阀84和串联连接阀92。此外，通过使一个切换阀65旋转，来使排出直连阀74、吸入直连阀84及串联连接阀92一并进行动作。此外，切换阀65不限于旋转类型的结构，也可以使用电磁阀等类型的结构。

排出侧合流空间72为从上游侧的并联泵单元600的多个微型泵500排出的流体合流在一起的腔空间。如图8C所示，排出直连阀74是使该排出侧合流空间72与流体最终要排出的总排出口50直接连接或者切断该直接连接的阀。

吸入侧分支空间82为使流体一边分支到下游侧的并联泵单元600的多个微型泵500一边进行供给的空间。即，形成为与该多个微型泵500的吸入口544都连接的腔空间。如图8C所示，吸入直连阀84是使该吸入侧分支空间82与最开始供给流体的总吸入口60直接连接或者切断该直接连接的阀。

如图8B所示，串联连接阀92是使上游侧的排出侧合流空间72与下游侧的吸入侧分支空间82直接连接或者切断该直接连接的阀。

因而，若与第一实施方式的排出直连机构70、吸入直连机构80、串联连接机构90进行对应，则排出侧合流空间72和排出直连阀74为排出直连机构70，吸入侧分支空间82和吸入直连阀84为吸入直连机构80，排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82和串联连接阀92为串联连接机构90。

在本第二实施方式的泵单元1中，通过排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82和切换阀65，以并联泵单元600为单位，一并切换属于各并联泵单元600的微型泵500的全体的连接关系。

图9A、9B示出了通过与图1相同的控制装置10控制第二实施方式的泵单元1的控制例。

在图9A中，使全部的串联连接阀92形成为隔断状态(不工作(OFF))，全部的排出直连阀74及吸入直连阀84形成为直接连接状态(工作(ON))，使上游侧及下游侧的全部的并联泵单元600并联连接。即，全部的微型泵500的排出口542与总排出口50直接连接，并且全部的微型泵500的吸入口544与总吸入口60直接连接。这样，15个微型泵500并联连接，因而为流量优先输送状态。结果，与单个微型泵500相比较，能够获得15倍流量。

在图9B中，使全部的串联连接阀92形成为直接连接状态，将全部的排出直连阀74及吸入直连阀84形成为隔断状态，将上游侧的并联泵单元600和下游侧的并联泵单元600全部串联连接。结果，形成为5级的并联泵单元600串联连接的压力优先输送状态。尤其，通过配置在流路的途中的排出侧合流空间72和吸入侧分支空间82，使供给至各微型泵500的流体及所排出的流体的压力均等，因而能够对各微型泵500施加均等的负荷，从而能够提高输送效率。

图10A～10F示出了使用该泵单元1，阶梯性地逐步从高流量状态切换为高压力状态的控制例。首先，如图10A所示，使全部的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65形成流量优先输送状态，使15个微型泵500形成并联状态，获得1倍压力且15倍流量。

接着，如图10B所示，将m2行和m3行的并联泵单元600之间的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65切换为压力优先输送状态，并且将m4行和m5行的并联泵单元600之间的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65切换为压力优先输送状态。结果，由这些并联泵单元500实现2级串联连接，能够获得2倍压力。另外，获得通过m2行及m4行的并联泵单元600共计6个微型泵500产生的6倍流量。此时，使m1行的并联泵单元600停止。

再如图10C所示，在与图10B同样的连接状态下，在从m2行到m5行的各并联泵单元600中，使1个微型泵500停止，维持同样的2倍的压力，并且获得通过共计4个并联微型泵产生的4倍流量。此外，在此示出了使微型泵500停止来减小流量的情况，例如，将m1行和m2行之间及m3行和m4行之间的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65切换为压力优先输送状态，也会获得同样的状况。

接着如图10D所示，通过将m3行和m4行之间、及m4行和m5行之间的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65切换为压力优先输送状态，实现3级串联连接而获得3倍压力，同时获得通过m3行的并联泵单元600的3个微型泵500形成的3倍流量。此时，使m1行和m2行的并联泵单元600停止。

然后，如图10E所示，通过将m2行和m3行之间、m3行和m4行之间以及m4行和m5行之间的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65切换为压力优先输送状态，实现4级串联连接而获得4倍压力，同时获得由m2行的并联泵单元600的2个微型泵500形成的2倍流量。此时，使m1行的并联泵单元600停止。

最后，如图10F所示，通过将全部的排出侧合流空间72、吸入侧分支空间82及切换阀65切换为压力优先输送状态，实现5级串联连接来获得5倍压力，同时获得由m1行的并联泵单元600的1个微型泵500形成的1倍流量。此时，各并联泵单元600的全部微型泵500进行动作。

这样进行控制，例如能够选择图11所示的变化的串联储量和并联数量。因而，在阶梯性地逐步切换并联数量和串联数量的占有关系时，能够平滑切换流量和压量的关系。如虚线X所示，能够实现在高压输送和高流量输送之间平滑地转换的控制。而且，通过平滑地变化输入正弦波的Vpp或频率，能够更平滑地使流量和压量的关系变化。例如虚线Y所示，实现在高压输送和高流量输送之间更平滑地转换的控制。

以上，根据上述的实施方式的泵单元1，微型泵500配置成格子状，能够通过排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90，合理组合控制各微型泵500的串联连接和并联连接。结果，即使通过单个微型泵500而流量及静压不足，也能够组合多个微型泵500来应用，因而能够与以往的鼓风机、注射泵同样地使用。另外，因为各微型泵500小，所以即使配置多个微型泵500，与以往的鼓风机等相比较，体积也小且质量轻。尤其，因为能够通过使各微型泵500工作(ON)/不工作(OFF)、使排出直连机构70、吸入直连机构80及串联连接机构90工作(ON)/不工作(OFF)，来以数字方式(digital)控制并联数量和串联数量的组合的多样的变化，因而控制结构也极简单。另外，在使用以往的鼓风机、注射泵(syringepump)的情况下，当其中的1个发生故障时，全部的流体输送停滞，而根据本实施方式的泵单元1，即使个别的微型泵500发生故障，也能够通过其他的微型泵500进行弥补，因而还能够提高安全性。

尤其在本实施方式的泵单元1中，在微型泵500串联连接的压力优先输送状态下，属于下游行的微型泵500的数量相等或小于属于上游行的微型泵500的数量。结果，抑制微型泵500的无用的动作，从而能够降低消耗电力，例如还特别适用于蓄电装置驱动。

另外，在本实施方式所示的泵单元1中，对各行所配置的全体的多个微型泵500(并联泵单元600全体)一并切换连接关系。结果，阀的结构简单，提高了维护性。尤其如第二实施方式，在一对并联泵单元600之间配置有排出侧合流空间72和吸入侧分支空间82，因而装置结构简单。例如，即使在从上游向下游，使并联泵单元600的微型泵数500减少的情况下，途中的排出侧合流空间72及吸入侧分支空间82变为缓冲空间，因而不需要复杂的配管结构。另外，仅通过使属于各并联泵单元600的微型泵500工作(ON)/不工作(OFF)，不用对各个阀进行开关控制，就能够简单地增减单位的并联泵单元600内的微型泵500的并联数，因而控制也变得简单。另外，在并联泵单元600内输送流体的压力均等，因而还能够提高输送效率。

此外，在本实施方式中，例示了最开始流体供给至总吸入口60并从吸入口60分支与各微型泵500的吸入口544连接的情况，但本发明不限于此。

例如，在作为输送气体的鼓风机使用的情况下，能够如图12所示，使各微型泵500的吸入口544或吸入侧分支空间82单独向大气侧S开放，来进行吸气。在这种情况下，因为能够单独吸入两种以上的气体，例如，从m1行和m2行之间、及m2行和m3行之间的吸入侧分支空间82吸入第一流体(例如氧)，并且从m3行和m4行之间、及m4行和m5行的吸入侧分支空间82以及m5行的各微型泵500的吸入口544吸入第二流体(例如空气)。

或者，如图13所示，能够使最上游的m5行的各微型泵500的吸入口544与总吸入口60分开而单独地向大气侧S开放来吸气。这种情况下，能够单独地吸入两种以上的气体，因而例如能够从总吸入口60及m5行中的n1～n3列的微型泵500的吸入口544吸入第一流体(例如氧)，并且从m5行中的n4、n5列的微型泵500的吸入口544吸入第二流体(例如空气)。在这些例子中，第一及第二流体被混合，从总排出口50排出。

另外，在本实施方式中，图示了在外观上微型泵500配置成格子状的情况，这是为了便于说明，流体通过的路径只要形成为本实施方式那样的状态即可。即，流体的路径结构只要是格子状即可，当然能够自如地变更硬件布局结构。

图14中示出了将在第二实施方式所说明的泵单元1应用于医疗用的呼吸辅助装置700的例子来作为本发明的第三实施方式。该呼吸辅助装置700具有：流路702，用于使呼吸用的气体通过；呼气嘴704及吸气嘴706，配置在该流路702内，能够向呼气方向及吸气方向分别发出加速用的空气；泵单元1，沿着周向配置在流路702的外表面上；蓄电装置710，用于驱动该泵单元1。在配置于流路702内的呼气嘴及吸气嘴704、706的附近分别配置有文丘里(Venturi)壁720。此外，该蓄电装置710能够配置在远的位置，或者通过连接电源线而省略。

而且，在泵单元1内的总排出口(省略图示)配置有呼吸切换阀725。该呼吸切换阀725对使从总排出口排出的空气从呼气嘴704放出的情况和从吸气嘴706放出的情况进行切换。如图15A所示，在从呼气嘴704放出空气的情况下，该空气通过文丘里壁720扩散而使呼气侧变为负压状态，吸引从吸气侧(肺侧)排出的二氧化碳，使其向呼气方向流动。结果，能够辅助呼气动作。另一方面，如图15B所示，在使空气从吸气嘴706放出的情况下，该空气通过文丘里壁720扩散而使吸气侧变为负压状态，吸入从吸气侧供给的氧，使其向呼气方向(肺侧)流动。结果，能够辅助吸气动作。

根据该呼吸辅助装置700，在构成流路702的配管本身上直接固定有小型的泵单元1，因而能够构成非常小的呼吸辅助装置700。而且，流路702和泵单元1形成一体，即使流路702与使用者的身体动作连动地移动，也因为该流路702和泵单元1一起移动，所以呼气及吸气嘴704、706和泵单元1的连接不会被切断。因而，增加了呼吸辅助动作的稳定性，同时使用者的身体易于进行动作。

而且，因为缩短了从泵单元1到呼气嘴及吸气嘴704、706的距离，所以能够提高呼吸辅助动作的响应性。

此外，该呼吸辅助装置700能够与从使用者的口插入气管中的插管连接来使用，例如图16所示，能够将流路702连接在鼻罩830上来使用。而且，在应用于鼻罩的情况下，例如图17所示的呼吸辅助装置800那样，优选在鼻罩830的外周面直接固定泵单元1，来增强整体的稳定性。另外，在此，例示了通过呼吸切换阀725切换1台泵单元1来向呼气嘴或吸气嘴供给的情况，也可以准备2台泵单元1，分别与呼气嘴、吸气嘴相连接。

此外，本发明的泵单元及呼吸辅助装置不限于上述的实施方式，当然能够在不脱离本发明的宗旨的范围内进行各种变更。

本发明的泵单元能够在除了呼吸辅助装置以外的各种用途中应用。另外，本发明的呼吸辅助装置能够以辅助各种生物的呼吸为目的来应用。

Claims (11)

1.一种泵单元，其特征在于，

具有：

多个微型泵，配置为形成行与列的关系的格子状，所述多个微型泵用于在沿着所述列的方向上输送流体，

总排出口，至少与最下游行的所述微型泵的排出口直接连接，用于使由所述微型泵输送的所述流体最终被排出，

排出直连机构，使中间行的所述多个微型泵各自的排出口与所述总排出口直接连接，

吸入直连机构，使中间行的所述多个微型泵各自的吸入口与最初被供给的所述流体直接连接，

串联连接机构，使上游行的所述微型泵的排出口与下游行的所述微型泵的吸入口直接连接，

控制装置，对所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构进行控制；

所述控制装置使上游行的所述微型泵的排出口与下游行的所述微型泵的吸入口直接连接，来实现在所述列的方向上的连接，从而使所述多个微型泵处于压力优先输送状态，

另一方面，所述控制装置使多个行的所述微型泵的排出口与所述总排出口直接连接，并且使在多个行配置的所述微型泵的吸入口与最初被供给的所述流体直接连接，从而使所述多个微型泵处于流量优先输送状态。

2.如权利要求1所述的泵单元，其特征在于，在所述压力优先输送状态下，下游行的所述微型泵的驱动数量等于或小于上游行的所述微型泵的驱动数量。

3.如权利要求1或2所述的泵单元，其特征在于，下游行的所述微型泵的配置数量等于或小于上游行的所述微型泵的配置数量。

4.如权利要求1或2所述的泵单元，其特征在于，

所述控制装置，

同时组合实现所述压力优先输送状态和所述流量优先输送状态，并且，

对以所述压力优先输送状态相互连接的所述行所占的数量和以所述流量优先输送状态与所述总排出口直接连接的所述行所占的数量之间的关系进行切换，从而阶梯性地逐步切换所述流体的输送压力及输送流量。

5.如权利要求3所述的泵单元，其特征在于，

所述控制装置，

同时组合实现所述压力优先输送状态和所述流量优先输送状态，并且，

对以所述压力优先输送状态相互连接的所述行所占的数量和以所述流量优先输送状态与所述总排出口直接连接的所述行所占的数量之间的关系进行切换，从而阶梯性地逐步切换所述流体的输送压力及输送流量。

6.如权利要求1或2所述的泵单元，其特征在于，所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构，一并切换配置在所述行上的多个所述微型泵的全体的连接关系。

7.如权利要求3所述的泵单元，其特征在于，所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构，一并切换配置在所述行上的多个所述微型泵的全体的连接关系。

8.如权利要求4所述的泵单元，其特征在于，所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构，一并切换配置在所述行上的多个所述微型泵的全体的连接关系。

9.如权利要求5所述的泵单元，其特征在于，所述排出直连机构、所述吸入直连机构及所述串联连接机构，一并切换配置在所述行上的多个所述微型泵的全体的连接关系。

10.一种泵单元，其特征在于，

具有多级的并联泵单元，该并联泵单元由多个微型泵并联配置而成，

在上游侧的所述并联泵单元和下游侧的所述并联泵单元之间配置有：

排出侧合流空间，使从上游侧的所述并联泵单元的所述多个微型泵排出的流体合流；

吸入侧分支空间，将流体分支供给至下游侧的所述并联泵单元的所述多个微型泵；

串联连接阀，使上游侧的所述并联泵单元的所述排出侧合流空间与下游侧的所述并联泵单元的所述吸入侧分支空间直接连接或者隔断；

排出直连阀，使上游侧的所述并联泵单元的所述排出侧合流空间与流体最终被排出的总排出口直接连接或者隔断；

吸入直连阀，使下游侧的所述并联泵单元的所述吸入侧分支空间与最初被供给的所述流体直接连接或者隔断，

还具有对所述排出直连阀、所述吸入直连阀及所述串联连接阀进行控制的控制装置，

所述控制装置对压力优先输送状态和流量优先输送状态进行切换，

在所述压力优先输送状态下，所述串联连接阀处于直接连接状态，所述排出直连阀及所述吸入直连阀处于隔断状态，所以上游侧的所述并联泵单元和下游侧的所述并联泵单元相串联连接，

在所述流量优先输送状态下，所述串联连接阀处于隔断状态，所述排出直连阀及所述吸入直连阀处于直接连接状态，所以上游侧的所述并联泵单元和下游侧的所述并联泵单元相并联连接。

11.一种呼吸辅助装置，其特征在于，

具有：

流路，使呼气或吸气的气体通过；

嘴部，配置在所述流路内，用于向呼气或吸气方向喷出加速用气体；

权利要求1～10中任一项所述的泵单元，固定在所述流路的周围，向所述嘴部供给所述加速用气体。