JP6383945B2 - 生体刺激装置 - Google Patents

Description

本発明は、ポンプで圧縮された流体を生体に装着したバックに送出して、生体への治療や施術を行なうＥＣＰ（external counter pulsation：外部カウンターパルゼーション）装置などの生体刺激装置に関する。

生体刺激装置としてのＥＣＰ装置は、主に心臓疾患の治療に用いられてきたが、近年では美容やスポーツの施術に関する補助装置としても使用されている。こうしたＥＣＰ装置の具体的構成は、例えば特許文献１〜３に各々開示されている。

心臓収縮期には、生体すなわち人体の心臓から各部に血液が送り出されるが、心臓拡張期には、人体の筋肉運動に大きく依存して血液が心臓に戻される。特に心臓から遠い下肢の筋肉は、第２の心臓とも言われており、その役割は大きい。この心臓の受動的な拡張期に、エアポンプで圧縮された空気を、下肢や腰部の周辺に巻き付けたエアバックに送って、下肢や腰部に圧迫刺激を与え、心臓に血液を戻すのを補助するのがＥＣＰ装置である。

上記特許文献１〜３に開示されるＥＣＰ装置は、何れも一つの共通するエアポンプからエアタンクを介して、複数のエアバックに圧縮空気を送り出す構成を有する。この構成を模式的に示したのが、図１０である。

同図において、従来のＥＣＰ装置１００は、圧縮空気を生成する一つのエアポンプ１と、エアポンプ１からの圧縮空気を貯留するエアタンク２と、人体の治療部位に装着される加圧用のエアバック３と、を備えて構成される。エアバック３は通常、１つのエアポンプ１と１つのエアタンク２とによる１つの空気供給回路５に複数個接続される。本図では、人体の大腿上部，大腿下部，ふくらはぎ部に各々装着可能な３つのエアバック３−１〜３−３を示している。

エアポンプ１の出口とエアタンク２の入力との間は、空気供給回路５を構成する第１流通路１１で連通される。また、エアタンク２にはエアバック３−１〜３−３と同数の出口が設けられ、各出口とエアバック３−１〜３−３との間は、第２流通路１２−１〜１２−３でそれぞれ連通される。第２流通路１２−１〜１２−３の途中には、先端を大気に開放した大気開放路１３−１〜１３−３がそれぞれ連通され、エアタンク２の出口から大気開放路１３−１〜１３−３の基端に至る第２流通路１２−１〜１２−３には、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３がそれぞれ接続される。この注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３とは別に、大気開放路１３−１〜１３−３には、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３がそれぞれ接続される。

エアタンク２には、エアタンク２内の圧力を検知する圧力センサ２１と、エアタンク２から少量の圧縮空気を大気に放出させるための漏洩バルブ２２が設けられる。これらの圧力センサ２１や漏洩バルブ２２は、何れもエアポンプ１の駆動源であるモータＭを速度制御するためのものである。

特開２００４−２６１５９２号公報 特開２００８−２００２２４号公報 特表２００４−５２３２６０号公報

上記構成において、従来のＥＣＰ装置１００は、単独のエアポンプ１から全てのエアバック３−１〜３−３に圧縮空気を送り出すために、大型のエアポンプ１を必要とし、そこで大量の圧縮空気を消費する。そのため、エアポンプ１の駆動用に、例えば三相で交流２２０Ｖ〜２４０Ｖの動力電源を用意しなければならず、ＥＣＰ装置１００の取り扱いが難しい。図１１は、従来の空気供給回路５の詳しい構成を示したものであるが、ここでは電源周波数同期型のモータＭを組み込んだエアポンプ１を使用しており、エアポンプ１の能力である回転数を制御するのに、上記動力電源を入力として、モータＭへの電源周波数を可変できるインバータを内蔵した電源装置２４を必要とする。

実際、通常のＥＣＰ装置１００の設置場所では、そうした動力電源が殆ど用意されておらず、設置に伴う電気工事費やその工事作業時間、および動力電源の電気使用量などが新たに生じる。加えて、一旦設置したＥＣＰ装置１００を別な場所に移動するのは、事実上不可能である。こうした背景から、新たな動力電源を用意する必要がなく、既設のコンセントからの限られた電力（例えば、単相で交流１００Ｖ〜１２０Ｖ、１．５ｋＷ程度）で使用することができ、特殊で大型なエアポンプ１やエアタンク２を使用しない省電力型のＥＣＰ装置の開発が望まれていた。

そこで本発明は、特殊で大型なポンプやタンクを使用しなくても良く、それにより装置の省電力化や軽量化を達成すると共に、装置外形の自由度を高めることが可能な生体刺激装置を提供することを目的とする。

上述した省電力型の生体刺激装置を得るには、消費電力の殆どを占める大きなポンプに代わって、小さなポンプでも機能する構成としなければならない。そこで請求項１の発明は、複数の加圧ユニットと、前記加圧ユニットの動作を各々独立して制御する制御手段と、を備え、前記加圧ユニットのそれぞれは、圧縮流体を生成するポンプと、前記ポンプからの圧縮流体を貯留するタンクと、生体に装着される加圧用のバックと、を有し、前記タンクからの圧縮流体を、前記バックに送出して、前記生体に圧迫刺激を与える構成とし、それぞれの加圧ユニットはさらに、前記タンクと前記バックとの間の流通路を開閉する注入バルブと、前記注入バルブの出口側に設けられるバック圧力検知手段と、前記バックに注入した圧縮流体を排出するための排出路と、この排出路を開閉する排出バルブと、を備え、前記加圧ユニットのそれぞれで、前記生体からの心電図波形を受けて、前記注入バルブを開いて前記タンクからの圧縮流体を注入し始めた後、前記バック圧力検知手段で検知される圧力値が上限値に達したら、前記注入バルブを閉じて前記バック内の圧力を維持するようにし、次に、前記排出バルブを開いて前記バックから圧縮流体を排出し始めた後、前記バック圧力検知手段で検知される圧力値が、前記バックに圧縮流体を残した下限設定値に達したら、前記排出バルブを閉じて前記バック内の圧力を維持するように前記制御手段を構成し、さらに前記制御手段は、前記注入バルブを閉状態にしているときに、前記タンク内の圧力を監視して、この圧力が設定した範囲内になるように、前記ポンプを制御する構成としている。

請求項１の発明では、バック毎にポンプとタンクをそれぞれ設け、各加圧ユニットで１つのポンプから１つのタンクを介して１つのバックに圧縮流体を供給することに加え、制御手段により複数の加圧ユニットを各々独立して制御することで、加圧ユニット毎に分散した個々のポンプやタンクの小型化が図られる。そのため、従来のような特殊で大型なポンプやタンクを使用しなくても良く、それにより生体刺激装置として省電力化や軽量化を達成し、且つ外形の自由度を高めることが可能になる。

本発明の好ましい一実施形態における生体刺激装置の全体構成図である。 同上、空気供給回路の詳細な構成図である。 同上、生体刺激装置の制御系統をあらわすブロック図である。 同上、心電計で測定される代表的な心電図波形の図である。 同上、各部の動作状態を示すタイミングチャートである。 同上、注入用電磁バルブの通電タイミングに対するエアバックの圧力値の変化を示すグラフであり、（Ａ）は遅延予測制御が存在しない場合、（Ｂ）は遅延予測制御が存在する場合を示す。 同上、エアバックの圧力値の時間変化を示すグラフである。 同上、遅延予測制御が存在する場合で、排気用電磁バルブの通電タイミングに対するエアバックの圧力値の変化を示すグラフである。 最高使用圧力と内容積による容器の区分を示すグラフである。 従来の生体刺激装置の全体構成図である。 従来の空気供給回路の詳細な構成図である。

以下、添付図面を参照して、本発明における生体刺激装置の好適な実施形態について説明する。

図１は、生体刺激装置となるＥＣＰ装置２００の全体構成図であり、図２は、図１に示す空気供給回路５−１〜５−３の詳細な構成図である。これらの各図において、従来のＥＣＰ装置１００との構成上の違いは、次の通りである。

本実施形態のＥＣＰ装置２００は、各エアバック３−１〜３−３毎に、同一構成の空気供給回路５−１〜５−３が接続される。エアバック３−１に対応して設けられた空気供給回路５−１に着目すると、空気供給回路５−１は、エアポンプ１−１の出口とエアタンク２−１の入力との間に第１流通路１１−１を連通して構成される。同様に、エアバック３−２に対応して設けられた空気供給回路５−２は、エアポンプ１−２の出口とエアタンク２−２の入力との間に第１流通路１１−２を連通して構成され、エアバック３−３に対応して設けられた空気供給回路５−３は、エアポンプ１−３の出口とエアタンク２−３の入力との間に第１流通路１１−３を連通して構成される。

本実施形態では、動力源として従来のモータＭに代わり、電磁コイルＥＭを用いたダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３が使用される。図示しないが、ダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３は、可動部と対向する電磁コイルＥＭに交流電源を通電すると、可動部と共にポンプ室の容積を変化させるダイヤフラム部が往復移動し、これによりポンプ室に吸込んだ空気を圧縮して排出するもので、市場に流通する一般的な浄化槽爆気用のエアポンプと同じ構造を有する。

エアポンプ１−１〜１−３には、例えば単相で交流１００Ｖ〜１２０Ｖの商用電源を位相制御して得た出力を、電磁コイルＥＭのコイル部に供給するポンプ制御装置３１−１〜３１−３が接続される。ポンプ制御装置３１−１〜３１−３は、対応するエアポンプ１−１〜１−３にそれぞれ設けられ、何れも既設のコンセントに着脱可能な電源プラグ（図示せず）を備えている。この電源プラグをコンセントに差し込むだけで、コンセントからポンプ制御装置３１−１〜３１−３への商用電源の入力が容易に可能になる。

各空気供給回路５−１〜５−３はその他に、エアタンク２−１〜２−３内の圧力を検知する圧力センサ２１−１〜２１−３を備える。本実施形態では、エアタンク２−１〜２−３に圧力センサ２１−１〜２１−３がそれぞれ設けられるが、従来の漏洩バルブ２２は設けられていない。これは、後述する独自の空気圧制御によるもので、結果的に圧力調整に必要であった漏洩バルブ２２を含む空気漏洩回路を無くすことが可能になる。

各エアタンク２−１〜２−３には１つの出口が設けられ、この出口とエアバック３−１〜３−３との間は、第２流通路１２−１〜１２−３でそれぞれ連通される。本実施形態においても、第２流通路１２−１〜１２−３の途中に注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３がそれぞれ挿入接続され、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の出口側で、第２流通路１２−１〜１２−３から分岐した大気開放路１３−１〜１３−３の途中に、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３がそれぞれ挿入接続されるが、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３からエアバック３−１〜３−３に至る第２流通路１２−１〜１２−３には、エアバック３−１〜３−３の圧力を検知する圧力センサ３３−１〜３３−３がそれぞれ付加して設けられる。

図１に示すように、本実施形態のＥＣＰ装置２００は、各エアバック３−１〜３−３毎にエアポンプ１−１〜１−３とエアタンク２−１〜２−３をそれぞれ設けた複数の加圧ユニット４１−１〜４１−３を備えている。各加圧ユニット４１−１〜４１−３は互いに独立して設けられ、何れもエアポンプ１−１〜１−３で圧縮された空気を、エアタンク２−１〜２−３で貯留してからエアバック３−１〜３−３に送出する構成を有する。

図３は、ＥＣＰ装置２００の制御系統に関するブロック図である。同図において、５１は加圧ユニット４１−１〜４１−３の動作を各々独立して制御するための制御手段である。詳細は図示しないが、制御手段５１は周知のように、ＣＰＵなどで構成される制御処理部や、時刻をカウントする計時部や、各種設定値やプログラムなどを記憶保存する記憶部や、外部との電気的接続を可能にする入力部および出力部により構成される。

制御手段５１の入力部には、前述の圧力センサ２１−１〜２１−３に相当する第１の圧力センサ２１や、圧力センサ３３−１〜３３−３に相当する第２の圧力センサ３３の他に、ＥＣＰ装置２００に組み込まれる心電計５２がそれぞれ接続される。心電計５２は、生体心臓の電気的な活動を心電図（ＥＣＧ）として記録測定する機器で、ここでは心電計５２で得られた心電図波形の検知信号が、制御手段５１に取り込まれる構成となっている。なお、心臓の収縮と拡張を電気的に検知できるものであれば、心電計５２以外の心電検知手段を利用してもよい。制御手段５１の出力部には、前述の注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３や、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３や、ポンプ制御装置３１−１〜３１−３がそれぞれ接続される。

上述した制御手段５１のハードウェア構成と協働し、記憶部からのプログラムを読み取ることで機能するソフトウェア構成として、制御手段５１には、加圧ユニット４１−１に対応した第１の加圧ユニット制御部５５−１と、加圧ユニット４１−２に対応した第２の加圧ユニット制御部５５−２と、加圧ユニット４１−３に対応した第３の加圧ユニット制御部５５−３がそれぞれ組み込まれる。この加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３の数は、加圧ユニット４１−１〜４１−３の数に一致する。第１の加圧ユニット制御部５５−１は、各圧力センサ２１−１，３３−１からの検知信号と、心電計５２からの検知信号を受けて、加圧ユニット４１−１の各部をなす注入用電磁バルブ１５−１や、排気用電磁バルブ１６−１や、ポンプ制御装置３１−１の動作をそれぞれ制御するものである。同様に、第２の加圧ユニット制御部５５−２は、各圧力センサ２１−２，３３−２からの検知信号と、心電計５２からの検知信号を受けて、加圧ユニット４１−２の各部をなす注入用電磁バルブ１５−２や、排気用電磁バルブ１６−２や、ポンプ制御装置３１−２の動作をそれぞれ制御し、第３の加圧ユニット制御部５５−３は、各圧力センサ２１−３，３３−３からの検知信号と、心電計５２からの検知信号を受けて、加圧ユニット４１−３の各部をなす注入用電磁バルブ１５−３や、排気用電磁バルブ１６−３や、ポンプ制御装置３１−３の動作をそれぞれ制御する構成となっている。

エアバック３−１〜３−３は、膨張および収縮が可能な加圧用のカフ（cuff）として、生体の大腿上部，大腿下部，ふくらはぎ部の３か所にそれぞれ着脱自在に巻装される。図１〜図３に示すエアバック３−１〜３−３以外の各部は、図示しない箱状の装置本体に配設されるが、この装置本体から外部に引出され、エアバック３−１〜３−３に連結する第２流通路１２−１〜１２−３の先端部は、エアバック３−１〜３−３を生体の任意の部位に装着できるように、可撓性のチューブなどで構成される。また、ＥＣＰ装置２００の収納性を向上させるために、エアバック３−１〜３−３や第２流通路１２−１〜１２−３の先端部を、装置本体に対して着脱できるようにしてもよい。

次に上記構成のＥＣＰ装置２００について、各部の特徴や動作を詳しく説明する。ＥＣＰ装置２００の設置時には、設置場所周辺の壁面などに設けられたコンセントに、ＥＣＰ装置２００の電源プラグを差し込む。これにより、コンセントからの家庭用の交流電源が、電源プラグを通してポンプ制御装置３１−１〜３１−３などに供給されると共に、その交流電源から得られた直流の動作電圧が、制御手段５１などに供給され、ＥＣＰ装置２００の使用が可能になる。このように本実施形態では、従来のＥＣＰ装置１００とは異なり、導入したその日から、既設のコンセントからの限られた電力で使用が可能な省電力型のＥＣＰ装置２００を提供できる。

この後、心臓疾患の患者に対して、ＥＣＰ装置２００による治療を行なうには、患者の被加圧部位に相当する大腿上部，大腿下部，ふくらはぎ部に、エアバック３−１〜３−３をそれぞれ巻装する。また、患者の心電図波形を測定するために、心電計５２の電極（図示せず）を患者の特定の部位に装着する。そして、図示しない電源スイッチなどを操作してＥＣＰ装置２００を起動すると、制御手段５１を構成する各加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、それぞれの加圧ユニット４１−１〜４１−３に対応して、各圧力センサ２１−１〜２１−３，３３−１〜３３−３からの圧力の検知信号と、心電計５２からの心電図波形の検知信号を取り込み、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３や、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３や、ポンプ制御装置３１−３の動作を、加圧ユニット４１−１〜４１−３毎に個別に制御する。

ここで、心電計５２により測定される心電図波形について、図４を参照して説明する。同図において、Ｐ波は心房の興奮に伴う洞結節からのトリガー波形であり、Ｒ波は心臓の収縮（心室の興奮で血液を送り出す）に伴う波形であり、Ｔ波は心臓の拡張（心室の興奮が収まり血液を戻す）に伴う波形である。ここでは心臓の一回の鼓動に対応した心電図波形を示しているが、実際は略同形状の心電図波形が繰り返し発生する。制御手段５１は、心電計５２から出力される心電図波形の検知信号を受けて、心臓収縮を示すＲ波のピークに達したと判断したら、設定時間が経過した後に注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を動作させ、Ｔ波の近辺のタイミングで生体各部を圧迫刺激して、心臓拡張をアシストする。

図５は、ＥＣＰ装置２００における各部の動作状態を示すタイミングチャートである。同図において、最上段の「タンク圧力腿上」は、圧力センサ２１−１で検知されるエアタンク２−１内の圧力を示し、以下「タンク圧力腿」は、圧力センサ２１−２で検知されるエアタンク２−２内の圧力を示し、「タンク圧力脹脛」は、圧力センサ２１−３で検知されるエアタンク２−３内の圧力を示す。また、「排気弁腿上」は、排気用電磁バルブ１６−１の開閉状態を示し、「排気弁腿」は、排気用電磁バルブ１６−２の開閉状態を示し、「排気弁脹脛」は、排気用電磁バルブ１６−３の開閉状態を示す。また、「注入弁腿上」は、注入用電磁バルブ１５−１の開閉状態を示し、「注入弁腿」は、注入用電磁バルブ１５−２の開閉状態を示し、「注入弁脹脛」は、注入用電磁バルブ１５−３の開閉状態を示す。なお開状態では、バルブの入口と出口との間が連通し、閉状態では、バルブの入口と出口との間が遮断される。

また、「圧力腿上」は、圧力センサ３３−１で検知されるエアバック３−１内の圧力を示し、「圧力腿」は、圧力センサ３３−２で検知されるエアバック３−２内の圧力を示し、「圧力脹脛」は、圧力センサ３３−３で検知されるエアバック３−３内の圧力を示す。さらに、「制御腿上」は、第１の加圧ユニット制御部５５−１から第１の電磁バルブ（注入用電磁バルブ１５−１および排気用電磁バルブ１６−１）に送出する第１の開弁用制御信号を示し、「制御腿」は、第２の加圧ユニット制御部５５−２から第２の電磁バルブ（注入用電磁バルブ１５−２および排気用電磁バルブ１６−２）に送出する第２の開弁用制御信号を示し、「制御脹脛」は、第３の加圧ユニット制御部５５−３から第３の電磁バルブ（注入用電磁バルブ１５−３および排気用電磁バルブ１６−３）に送出する第３の開弁用制御信号を示す。

先ず、空気供給回路５−１〜５−３の動作について説明すると、加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、対応する注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉状態にして、空気供給回路５−１〜５−３とエアバック３−１〜３−３とを切り離しているときに、圧力センサ２１−１〜２１−３からの検知信号に基づいて、エアタンク２−１〜２−３ひいてはエアポンプ１−１〜１−３内の圧力を監視する。そして、この圧力が設定した値以上、或いは設定した範囲内になるように、加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３から対応するポンプ制御装置３１−１〜３１−３に位相制御信号を送出する。これを受けてポンプ制御装置３１−１〜３１−３は、位相制御された交流電源をエアポンプ１−１〜１−３の電磁コイルＥＭにそれぞれ出力する。

この点に関して、従来のＥＣＰ装置１００では、大型なエアポンプ１に組み込まれたモータＭの回転数を、インバータによる電源周波数の制御で可変することで、エアポンプ１から排出される空気圧を制御しているものが多い。これに対して本実施形態では、エアバック３−１〜３−３と同数で複数台のエアポンプ１−１〜１−３を使用しているため、エアポンプ１−１〜１−３の一台当たりの空気容量を低減でき、電磁コイルＥＭを用いたダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３の使用も可能となった。

ダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３は、電磁コイルＥＭの電磁石と可動部との間の吸引反発力を用いた簡素な構造であるため、電磁コイルＥＭを制御するポンプ制御装置３１−１〜３１−３に、高価なインバータを用いる必要がない。その代りに、例えばソリッドステートリレー（ＳＳＲ）による位相制御が可能となり、ポンプ制御装置３１−１〜３１−３の簡素化と高効率化に大きく寄与する。また、電磁コイルＥＭを用いたダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３は、市場に広く流通しているので、ＥＣＰ装置２００の納期短縮やコストダウンも図られる。

なお本実施形態では、通常の使用において、エアバック３−１〜３−３が治療に必要な圧力となるように、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３と排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３の開閉時間をそれぞれ制御する。そのため、交流電源の位相制御に基づくエアポンプ１−１〜１−３の圧力調整は殆ど不要である。つまり殆どの場合は、エアバック３−１〜３−３による治療部位への加圧前や加圧後に、圧力センサ２１−１〜２１−３で検知されるエアタンク２−１〜２−３の圧力が設定値に達したら、エアポンプ１−１〜１−３の運転を停止するように、電磁コイルＥＭへの交流電源を０％／１００％で通断電制御すればよく、位相制御は不要である。図５に示すエアタンク２−１〜２−３内の圧力（「タンク圧力腿上」，「タンク圧力腿」，「タンク圧力脹脛」を参照）は、こうした交流電源の通断電制御に基づくもので、ＥＣＰ装置２００の使用中は、ある程度の範囲内に維持される。なお、交流電源の位相制御が必要なのは、極端に脈拍の遅い患者や、圧力の設定値が極端に低い患者などが想定される。

次に、空気供給回路５−１〜５−３以外の各部の動作について説明する。本実施形態では、エアポンプ１−１〜１−３ひいてはエアタンク２−１〜２−３の圧力が、大気圧よりも高い所定の範囲内に維持されているときに、心電図波形のＲ波のピークが心電計５２によって検出されると、第１の加圧ユニット制御部５５−１は、その検出した時点（図５に示す「Ｒ波検出」のタイミング）から第１の設定時間Ｔ１が経過した後に、第１の開弁用制御信号をＬ（低）レベルからＨ（高）レベルに切換える。これにより、第１の加圧ユニット４１−１では、排気用電磁バルブ１６−１が閉状態を保つのに対して、注入用電磁バルブ１５−１が閉から開に切換わり、エアタンク２−１に貯留された圧縮空気がエアバック３−１に送り出され、エアバック３−１が膨張し始める。

同様に、第２の加圧ユニット制御部５５−２は、心電図５２が心電図波形のＲ波のピークを検出した時点から第２の設定時間Ｔ２が経過すると、第２の開弁用制御信号をＬレベルからＨレベルに切換える。これにより、第２の加圧ユニット４１−２では、排気用電磁バルブ１６−２を閉状態に保ちつつ、注入用電磁バルブ１５−２が閉から開に切換わり、エアタンク２−２に貯留された圧縮空気がエアバック３−２に送り出されて、エアバック３−２が膨張し始める。また、第３の加圧ユニット制御部５５−３は、心電図５２が心電図波形のＲ波のピークを検出した時点から第３の設定時間Ｔ３が経過すると、第３の開弁用制御信号をＬレベルからＨレベルに切換える。これにより、第３の加圧ユニット４１−３では、排気用電磁バルブ１６−３を閉状態に保ちつつ、注入用電磁バルブ１５−３が閉から開に切換わり、エアタンク２−３に貯留された圧縮空気がエアバック３−３に送り出されて、エアバック３−３が膨張し始める。

代表値として、第１の設定時間Ｔ１を300mSecとし、第２の設定時間Ｔ２を250mSecとし、第３の設定時間Ｔ３を200mSecとした場合、心電図５２が心電図波形のＲ波のピークを検出すると、200mSec後にふくらはぎ部に圧力が加えられ、そこから50mSec遅れて大腿下部、さらに50mSec遅れて大腿上部にそれぞれ圧力が加えられる。これらの各部に圧力が加わるタイミングは、心臓の拡張期に概ね対応しているが、患者の個人差などを考慮して、設定時間は各々可変設定できる構成としてもよい。

上記のタイミングでエアバック３−１〜３−３に各々圧縮空気を注入すると、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３が開いている間は、エアバック３−１〜３−３の圧力が徐々に上昇する一方で、それに対応するエアタンク２−１〜２−３の圧力が徐々に低下する。このとき各々の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、エアタンク２−１〜２−３に設けた圧力センサ２１−１〜２１−３からではなく、ＥＣＰ装置２００の出力口、すなわち注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を経た後の第２流通路１２−１〜１２−３に設けた圧力センサ３３−１〜３３−３からの検知信号を読み取る。そして、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知した圧力値が予め設定記憶した上限設定値に達したら、排気用電磁バルブ１６−２を閉状態に保ちつつ、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開から閉に切換える閉弁用制御信号（図５には示さず）を送出して、エアタンク２−１〜２−３からエアバック３−１〜３−３を切り離す。これにより、エアバック３−１〜３−３に注入した空気は外部への接続を断たれ、次に排気用電磁バルブ１６−３が閉から開に切換わって排気されるまで、エアバック３−１〜３−３の圧力を維持する。

こうして、全てのエアバック３−１〜３−３が膨張した後、心電図５２が心電図波形のＲ波のピークを検出した時点から第４の設定時間Ｔ４が経過すると、第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、同じタイミングで第１〜第３の開弁用制御信号をＨレベルからＬレベルに切換える。これにより、各々の加圧ユニット４１−１〜４１−３では、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３が閉状態を保つのに対して、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３が同時に閉から開に切換わり、エアバック３−１〜３−３の圧縮空気が大気開放路１３−１〜１３−３を通して外部に排出される。

上記のタイミングで排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３が開いている間は、エアバック３−１〜３−３の圧力が徐々に減少する。しかし、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３は閉じているので、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３が開いても、エアポンプ１−１〜１−３ひいてはエアタンク２−１〜２−３の圧力は、エアバック３−１〜３−３の圧力と無関係になる。各々の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知した圧力値が予め設定記憶した下限設定値に達したら、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉状態に保ちつつ、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を開から閉に切換える閉弁用制御信号（図５には示さず）を送出する。これにより、エアバック３−１〜３−３からの圧縮空気の排出が停止し、次に注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３が閉から開に切換わって圧縮空気が注入されるまで、エアバック３−１〜３−３は収縮した状態でその圧力を維持する。

上記一連の動作において、エアポンプ１−１〜１−３の消費電力や空気供給回路５−１〜５−３の空気消費を低く抑えるには、エアポンプ１−１〜１−３やエアタンク２−１〜２−３の圧力を規定の範囲内に制御するとともに、空気消費が無い場合はエアポンプ１−１〜１−３の運転を止めてしまう（アイドリングストップ）のが効果的である。これは上述のように、エアポンプ１−１〜１−３に供給する交流電源を位相制御することに加え、通断電制御する構成を、ポンプ制御装置３１−１〜３１−３に組み込めばよい。

従来のＥＣＰ装置１００では、エアタンク２内の圧力を圧力センサ２１で読み取って、その圧力値が設定値となるように制御しているが、エアバック３−１〜３−３を正しい圧力に制御するには、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開いて、エアタンク２とエアバック３−１〜３−３との間で、空気が行き来できる状態（同じ圧力）にして置かなければならない。一方、本実施形態では、エアバック３−１〜３−３の圧力を素早く設定値にするのに、ＥＣＰ装置２００の出力口の圧力を圧力センサ３３−１〜３３−３で検知しながら制御しており、短時間にエアバック３−１〜３−３の圧力を安定かつ正確に管理できる。

また基本的に、各々のエアタンク２−１〜２−３の圧力は、圧縮空気を消費するたびに変動（通常は低下）する。本実施形態では、先ずこの問題を回避するために、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知した圧力が上限設定値に達したら、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉じて、エアバック３−１〜３−３とエアタンク２−１〜２−３を切り離してしまう。ここで、エアバック３−１〜３−３に空気を注入するときの開始時から、ＥＣＰ装置２００の出力口の圧力をミクロ的に監視すると、当該圧力は大気圧から徐々に上昇していくので、上限設定値になった瞬間に、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開から閉に切換えると、エアバック３−１〜３−３に入った空気は外部への接続を断たれ、排気するまでその圧力を保持する。このような圧力制御方式であれば、エアバック３−１〜３−３の空気供給元であるエアタンク２−１〜２−３の圧力が多少変動しても問題なく、エアポンプ２−１〜２−３の圧力は設定値以上であれば良いので制御が簡単となり、エアポンプ２−１〜２−３の消費電力やエアポンプ２−１〜２−３の性能上の問題が無ければ、圧力制御さえ省くことができる。

ところで、電磁バルブは機械的に空気経路を開閉するので、通電からバルブ開閉までの時間的遅れを避けるのは不可能である。したがって、圧力センサ３３−１〜３３−３からの検知信号を制御手段５１が圧力情報として得てから、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を動作させたのでは、如何に高速な電磁バルブを使用しても間に合わない。そのため本実施形態では、エアバック３−１〜３−３の膨張や収縮が繰り返されるのに伴い、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知した直前の複数回の圧力値を利用し、その圧力値の移動平均から注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の開閉遅れ時間を予測し、エアバック３−１〜３−３の圧力を正確に制御する構成を、第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３にそれぞれ備えている。

図６は、エアバック３−１〜３−３への圧縮空気の注入時に、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の通電タイミングに対して、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知されるエアバック３−１〜３−３の圧力値がどのように変化するのかを示すグラフである。図中「ＯＮ」は、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３への通電をオンにしたタイミングであり、「ＯＦＦ」は、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３への通電をオフにしたタイミングである。

図６（Ａ）で示すように、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の遅延予測制御が存在しない場合は、エアバック３−１〜３−３の圧力値が「設定圧Ｈ」すなわち上限設定値に一致したタイミングで、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３への通電がオンからオフに切換わる。しかし、そのタイミングから注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３のバルブが閉じるまでに遅れ時間Ｄ１が生じるので、実際の圧力値は設定圧を超えてしまい、正確な圧力制御が行われなくなる。

これに対して図６（Ｂ）で示すように、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の遅延予測制御を第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３に組み込んだ場合は、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３への通電がオンからオフに切換わってから、エアバック３−１〜３−３の圧力値が一定になるまでの遅れ時間Ｄ１を複数回読み取り、その移動平均値を算出して記憶する。この後で第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３への通電をオフからオンに切換えてから、エアバック３−１〜３−３の圧力値の勾配（所定時間に対する変化量）を算出し、当該圧力値が上限設定値で一定になると予測される時点よりも、遅れ時間Ｄ１を差し引いたタイミングで、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３への通電をオンからオフに切換える。このように、複数回の遅れ時間Ｄ１に基づいて、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知されるエアバック３−１〜３−３の圧力値が上限設定値で一定となるように、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉じる通電の切換えタイミングを補正することで、正確な圧力制御が可能となる。

なお、ＥＣＰ装置２００の動作初期段階には、エアバック３−１〜３−３の圧力を安定して設定値に制御できない可能性もある。しかし、本実施形態では上述のように、前回使用時のデータ（圧力値）を記憶部の不揮発性メモリーに保持しておき、そのデータを基に移動平均値を算出するので、短時間で正しい圧力に制御できる。

本実施形態では、エアバック３−１〜３−３に空気を注入する注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の他に、エアバック３−１〜３−３から空気を排出する排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３が、第１〜第３の加圧ユニット４１−１〜４１−３毎に独立して設けられている。図７は、本実施形態におけるエアバック３−１〜３−３の圧力値の時間変化をグラフで示したものであるが、第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３に対しても、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３と同様の制御を行なっている。

図７では、「設定圧Ｌ」すなわち上述した下限設定値が大気圧よりも高く、エアバック３−１〜３−３の内部に圧縮空気を残すように設定されている。つまり、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を開いてエアバック３−１〜３−３からの圧縮空気を外部に排出している状態で、エアバック３−１〜３−３の圧力が下限設定値に一致すると、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を閉じて、エアバック３−１〜３−３の内部に大気圧より少し高めの空気圧を残す。これにより、エアバック３−１〜３−３の膨張収縮に伴う形状変化を最小限に抑えて、ＥＣＰ装置２００としての空気消費量をその分減らすことできる。また、次のエアバック３−１〜３−３への空気注入時に、エアバック３−１〜３−３の形状変化を軽減することで、患者への衝撃緩和を図ることができ、ＥＣＰ装置２００としての空気消費量を減らすことで、エアポンプ１−１〜１−３のさらなる小型化と低消費電力化を達成できる。

図６で説明した遅延予測制御は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３にも適用できる。図８は、第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３に遅延予測制御を組み込んだ場合であって、エアバック３−１〜３−３からの圧縮空気の排出時に、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３の通電タイミングに対して、エアバック３−１〜３−３の圧力値がどのように変化するのかを示すグラフである。図中「ＯＮ」は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３への通電をオンにしたタイミングであり、「ＯＦＦ」は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３への通電をオフにしたタイミングである。

ここでも、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３への通電がオンからオフに切換わってから、エアバック３−１〜３−３の圧力値が一定になるまでの遅れ時間Ｄ２を複数回読み取り、その移動平均値を算出して記憶する。この後で第１〜第３の加圧ユニット制御部５５−１〜５５−３は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３への通電をオフからオンに切換えてから、エアバック３−１〜３−３の圧力値の勾配を算出し、当該圧力値が下限設定値で一定になると予測される時点よりも、遅れ時間Ｄ２を差し引いたタイミングで、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３への通電をオンからオフに切換える。このように、複数回の遅れ時間Ｄ２に基づいて、エアバック３−１〜３−３の圧力値が下限設定値で一定となるように、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を閉じる通電の切換えタイミングを補正することで、正確な圧力制御が可能となる。

その他、従来のＥＣＰ機器１００は、大腿上部，大腿下部，ふくらはぎ部の３か所に、エアバック３−１〜３−３を各々装着して、１組の大型のエアポンプ１と大型のエアタンク２から空気を供給している。これに対して、本実施形態のＥＣＰ装置２００は、３組の小型のエアポンプ１−１〜１−３と小型のエアタンク２−１〜２−３を用意し、個別にエアバック３−１〜３−３を圧力制御する。これにより、３部位に対応したエアバック３−１〜３−３の圧力を独立して個別に設定することが可能となり、例えば患者が圧力のアンバランスによる苦痛を訴えてきた場合は、全体の圧力を下げなくとも指摘部位の圧力のみを調整することで苦痛の緩和が可能となり、圧力を下げることによる治療効果低減を最小限に留めることができる。

エアポンプ１−１〜１−３を小型化する大きな利点は、市場に流通している一般的なエアポンプ１−１〜１−３を使用できることにある。また、エアタンク２−１〜２−３の小型化は、日本国内で（簡易）容器といわれる最低限の圧力容器（労働安全衛生法施行令第13条第26号に定めるもの）よりも更に小さなものを利用可能にする。こうした容器は、内部圧力も低く、規制の適用を受けない。

図９は、最高使用圧力と内容積による容器の区分を示すグラフである。同図に示すように、容器の使用する最高のゲージ圧力をMPaで表した数値Ｐと、容器の内容積をｍ^３で表した数値Ｖとの積が0.001以下（Ｐ×Ｖ≦0.001）であれば、（簡易）容器よりも小さな適用外の容器として区分される。こうした仕様を満たすように、エアタンク（圧力容器）２−１〜２−３を小型化するのが好ましく、そのエアタンク２−１〜２−３の安全性さえ確保できれば、免許を持たない会社でも自由な設計が可能となる。また、エアタンク２−１〜２−３を設置スペースに合わせた合理的な形状とすることができ、更に専業メーカーに依頼しなくとも良いので、短納期，低コストでエアタンク２−１〜２−３を製造できる。

例として、各加圧ユニット４１−１〜４１−３で絶対に超えない最高使用圧力を0.1MPa（＝100kPa）として設計した場合に、エアタンク２−１〜２−３を上述した適用外の容器とするには、その内容積を10リットル（＝0.01ｍ^３）以下に形成すればよい。

以上のように本実施形態では、圧縮空気を生成するポンプとしてのエアポンプ１−１〜１−３と、エアポンプ１−１〜１−３からの圧縮空気を貯留するタンクとしてのエアタンク２−１〜２−３とを有し、エアタンク２−１〜２−３からの圧縮空気を、生体である患者に装着される複数の加圧用のバックであるエアバック３−１〜３−３に送出して、患者に圧迫刺激を与える生体刺激装置としてＥＣＰ装置２００を提供する。特にここでは、エアポンプ１−１〜１−３とエアタンク２−１〜２−３が、エアバック３−１〜３−３と同数で複数設けられている。また、エアバック３−１〜３−３毎にエアポンプ１−１〜１−３とエアタンク２−１〜２−３をそれぞれ設けて、複数の加圧ユニット４１−１〜４１−３とし、その加圧ユニット４１−１〜４１−３の動作を各々独立して制御する制御手段５１を備えている。

この場合、エアバック３−１〜３−３毎にエアポンプ１−１〜１−３とエアタンク２−１〜２−３をそれぞれ設け、各加圧ユニット４１−１〜４１−３で、１つの例えばエアポンプ１−１から１つのエアタンク２−１を介して１つのエアバック３−１に圧縮空気を供給する。それに加えて、制御手段５１により複数の加圧ユニット４１−１〜４１−３を各々独立して制御する。これにより、加圧ユニット４１−１〜４１−３毎に分散した個々のエアポンプ１−１〜１−３とエアタンク２−１〜２−３の小型化が図られる。そのため、従来のような特殊で大型なポンプ１やタンク２を使用しなくても良く、それによりＥＣＰ装置２００として省電力化や軽量化を達成し、且つ外形の自由度を高めることが可能になる。

本実施形態における加圧ユニット４１−１〜４１−３は、エアタンク２−１〜２−３とエアバック３−１〜３−３との間の流通路となる第２流通路１２−１〜１２−３を開閉する注入バルブとしての注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３と、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の出口側に設けられるバック圧力検知手段としての圧力センサ３３−１〜３３−３と、をそれぞれ備えている。そして制御手段５１は、圧力センサ３３−１〜３３−３からの検知出力を受けて、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３に制御信号を送出することで、エアバック３−１〜３−３の圧力を各加圧ユニット４１−１〜４１−３毎に独立して制御する構成を有する。

この場合、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開いてエアタンク２−１〜２−３とエアバック３−１〜３−３とを連通させる毎に、エアタンク２−１〜２−３の圧力は徐々に減少するが、エアタンク２−１〜２−３の圧力を検知してエアバック３−１〜３−３の圧力を管理するのではなく、各加圧ユニット４１−１〜４１−３において、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の出口側の圧力を検知して、エアバック３−１〜３−３の圧力を個別に管理する。これにより、エアポンプ１−１〜１−３とエアタンク２−１〜２−３により構成される空気供給回路５−１〜５−３側の空気容量を減らし、結果的に各エアタンク２−１〜２−３の圧力回復時間を短縮できる。

本実施形態の制御手段５１は、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開いて、エアタンク２−１〜２−３からの圧縮空気をエアバック３−１〜３−３に注入し始めた後、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知される圧力値が上限設定値に達したら、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉じるように制御する構成を有する。

この場合、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３で検知されるエアバック３−１〜３−３の圧力が上限設定値に達すると、エアタンク２−１〜２−３からエアバック３−１〜３−３が切り離されて、エアバック３−１〜３−３はその圧力を維持するので、エアタンク２−１〜２−３の圧力は所定の範囲内にあればよい。そのため、従来のようなタンク圧力調整用の漏えいバルブ２２を含む空気漏洩回路を不要にできる。また、エアタンク２−１〜２−３内の圧縮空気の必要量を削減でき、エアポンプ１−１〜１−３の小型化と低消費電力化を達成できる。

本実施形態の制御手段５１は、加圧ユニット４１−１〜４１−３のそれぞれで、エアバック３−１〜３−３の圧力を個別に設定できる構成を有する。

この場合、エアバック３−１〜３−３を装着した治療部位毎に、独立した圧力制御を行なっているので、各加圧ユニット４１−１〜４１−３でエアバック３−１〜３−３の圧力を個別に設定することで、それぞれの部位に適した圧力をエアバック３−１〜３−３から加えることができる。そのため、患者毎の細かい要望にも応えられるようになり、患者の苦痛を和らげることが可能になる。

本実施形態の制御手段５１は、電磁バルブからなる注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開いて、エアタンク２−１〜２−３からの圧縮空気を前記バックに注入する毎に、前記バックの圧力を設定できる構成を有する。

この場合、電磁バルブである注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を開閉することで、エアバック３−１〜３−３の圧力を制御しているので、エアバック３−１〜３−３に圧縮空気を注入する毎にその圧力を設定することで、短い時間にエアバック３−１〜３−３の圧力を変えることができる。

本実施形態では、加圧ユニット４１−１〜４１−３のそれぞれに、エアタンク２−１〜２−３内の圧力を検知するタンク圧力検知手段となる圧力センサ２１−１〜２１−３を設けている。また制御手段５１は、圧力センサ２１−１〜２１−３からの検知出力を受けて、エアポンプ１−１〜１−３の動作を各加圧ユニット４１−１〜４１−３毎に独立して制御する構成を有する。

この場合、エアバック３−１〜３−３への圧力制御は、従来のようなエアタンク２の圧力を検知する圧力センサ２１ではなく、ＥＣＰ装置２００の空気出口となる注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の出口側の圧力を検知して正確に行なうので、エアタンク２−１〜２−３の圧力はさほど重要ではない。そのため、エアポンプ１−１〜１−３の動作はラフな制御でよく、ロータリー型の強力なポンプをわざわざ用いなくても、負荷変動に弱い各種方式のポンプを採用できる。

本実施形態の制御手段５１は、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉じるのに通電を切換えた後、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知される圧力値が一定になるまでの遅れ時間Ｄ１を複数回読み取り、その複数回の遅れ時間Ｄ１から、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知される圧力値が前記上限設定値で一定となるように、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉じる通電の切換えタイミングを補正する構成を有する。

電磁バルブは、通電をオンあるいはオフに切換えてから機械的にバルブが作動するまでに、必ず時間的遅れを生じる。そこで本実施形態では、注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３の開から閉への切換えに伴う複数回の遅れ時間Ｄ１を読み取り、その遅れ時間Ｄ１を利用して注入用電磁バルブ１５−１〜１５−３を閉じる通電の切換えタイミングを補正することで、加圧ユニット４１−１〜４１−３毎にエアバック３−１〜３−３の注入時における圧力を正確に制御できる。

本実施形態の制御手段５１は、加圧ユニット４１−１〜４１−３のそれぞれに、エアバック３−１〜３−３に注入した圧縮空気を排出するための排出路としての大気開放路１３−１〜１３−３と、この大気開放路１３−１〜１３−３を開閉する排出バルブとしての排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３と、を備えている。そして制御手段５１は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を開いてエアバック３−１〜３−３から圧縮空気を排出し始めた後、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知される圧力値が、エアバック３−１〜３−３に圧縮空気を残した下限設定値に達したら、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を閉じるように制御する構成を有する。

この場合、エアバック３−１〜３−３に圧縮空気を少し残した状態で排出を終了するように、エアバック３−１〜３−３の空気注入時と同様に排出時にも圧力制御を行なえば、エアバック３−１〜３−３の変形が少なくなって、次回の注入時における空気消費量を削減できる。また、エアポンプ１−１〜１−３の負荷も軽くなり、エアポンプ１−１〜１−３の低消費電力化を図ることができる。

本実施形態の制御手段５１は、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を閉じるのに通電を切換えた後、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知される圧力値が一定になるまでの遅れ時間Ｄ２を複数回読み取り、その複数回の遅れ時間Ｄ２から、圧力センサ３３−１〜３３−３で検知される圧力値が下限設定値で一定となるように、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を閉じる通電の切換えタイミングを補正する構成を有する。

この場合、排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３の開から閉への切換えに伴う複数回の遅れ時間Ｄ２を読み取り、その遅れ時間Ｄ２を利用して排気用電磁バルブ１６−１〜１６−３を閉じる通電の切換えタイミングを補正することで、加圧ユニット４１−１〜４１−３毎にエアバック３−１〜３−３の排出時における圧力を正確に制御できる。

本実施形態で用いるダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３は、何れも回転機構がなく、交流電源の周波数で往復運動を繰り返すダイヤフラム部により空気を押し出すポンプである。また本実施形態では、エアポンプ１−１〜１−３の電磁コイルＥＭに対して、位相制御された交流電源を供給するポンプ制御装置３１−１〜３１−３を備えている。

これらの構成は、全ての加圧ユニット４１−１〜４１−３に共通するもので、ポンプ制御装置３１−１〜３１−３が交流電源の半サイクルごとに流通角（位相）を制御してダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３の電磁コイルＥＭに出力することで、エアポンプ１−１〜１−３の能力を簡単に可変できる。また、ポンプ制御装置３１−１〜３１−３に備えた位相制御回路はソリッドステートリレー（ＳＳＲ）などを用いて簡単に構成でき、回路の大幅簡素化ができる利点がある。さらに、ダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３は、市場において広く流通しているので、納期短縮やコストダウンの効果も得られる。

本実施形態では、エアポンプ１−１〜１−３の複数化と、エアタンク２−１〜２−３に対する圧力制御方式の違いにより、エアタンク２−１〜２−３の容量を小さくできる。また、個々のエアタンク２−１〜２−３は、最高使用圧力も小さく（50kPa程度）、最高使用ゲージ圧力の値Ｐ（MPa）と内容積の値Ｖ（ｍ^３）との積が、好ましくは0.001以下（Ｐ×Ｖ≦0.001）に形成される。

このようにエアタンク２−１〜２−３を形成すると、当該エアタンク２−１〜２−３が日本国内の法令（労働安全衛生法施行令第13条第26号）でいう（簡易）容器の適用外に相当するものとなるため、エアタンク２−１〜２−３を自由形状に内製化することが可能となり、ＥＣＰ装置２００としてのスペースおよびコストを大幅に削減できる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、当該実施形態はあくまでも例として提示したに過ぎず、発明の範囲を限定することを意図していない。ここに提示したれ実施形態は、その他の様々な形態で実施可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置換、変更が可能である。

例えば本実施形態では、ダイヤフラム型のエアポンプ１−１〜１−３を例示したが、他の方式のポンプを適用してもよい。また、本実施形態のＥＣＰ装置２００は圧縮した空気を利用して生体刺激を行なっているが、空気以外の気体や液体、すなわち流体を利用しても構わない。また、バルブの通電状態（オン・オフ）と開閉動作が、上記実施形態と逆の関係であってもよく、加圧ユニットの数も２以上であれば、幾つあっても構わない。

１−１〜１−３ エアポンプ（ポンプ）
２−１〜２−３ エアタンク（タンク）
３−１〜３−３ エアバック（バック）
１２−１〜１２−３ 第２流通路（流通路）
１３−１〜１３−３ 大気開放路（排出路）
１５−１〜１５−３ 注入用電磁バルブ（注入バルブ）
１６−１〜１６−３ 排気用電磁バルブ（排出バルブ）
２１−１〜２１−３ 圧力センサ（タンク圧力検知手段）
３１−１〜３１−３ ポンプ制御装置
３３−１〜３３−３ 圧力センサ（バック圧力検知手段）
４１−１〜４１−３ 加圧ユニット
５１ 制御手段
２００ ＥＣＰ装置（生体刺激装置）

Claims (1)

1. 複数の加圧ユニットと、
   前記加圧ユニットの動作を各々独立して制御する制御手段と、を備え、
   前記加圧ユニットのそれぞれは、圧縮流体を生成するポンプと、前記ポンプからの圧縮流体を貯留するタンクと、生体に装着される加圧用のバックと、を有し、
   前記タンクからの圧縮流体を、前記バックに送出して、前記生体に圧迫刺激を与える構成とし、
   それぞれの加圧ユニットはさらに、
   前記タンクと前記バックとの間の流通路を開閉する注入バルブと、
   前記注入バルブの出口側に設けられるバック圧力検知手段と、
   前記バックに注入した圧縮流体を排出するための排出路と、
   この排出路を開閉する排出バルブと、を備え、
   前記加圧ユニットのそれぞれで、前記生体からの心電図波形を受けて、前記注入バルブを開いて前記タンクからの圧縮流体を注入し始めた後、前記バック圧力検知手段で検知される圧力値が上限値に達したら、前記注入バルブを閉じて前記バック内の圧力を維持するようにし、
   次に、前記排出バルブを開いて前記バックから圧縮流体を排出し始めた後、前記バック圧力検知手段で検知される圧力値が、前記バックに圧縮流体を残した下限設定値に達したら、前記排出バルブを閉じて前記バック内の圧力を維持するように前記制御手段を構成し、
   さらに前記制御手段は、前記注入バルブを閉状態にしているときに、前記タンク内の圧力を監視して、この圧力が設定した範囲内になるように、前記ポンプを制御する構成としたことを特徴とする生体刺激装置。

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