JP2005329226A - 埋込み可能な駆動部を備える医療装置、およびその電源制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】体内埋込み可能な駆動部、電源部およびトランスを有する医療装置において、駆動部側電圧の変動を、簡潔な構成で低減する。
【解決手段】体内埋込み可能な駆動部１と、電源部１２と、前記電源部に接続される１次コイル２２、および、前記駆動部に接続される２次コイル２４を有し、電磁誘導により電力を伝送する電力伝送部と、を備える医療装置１０において、前記電源部は、前記１次コイルに流れる電流を検知する電流検知部１７と、前記電流検知部の検知結果を、予め求められた、前記１次コイルに流れる電流および２次コイルに発生する電圧との関係データに適用した結果に基づいて、前記電源が出力する電圧を制御する電圧制御部１５と、を備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、例えば、完全埋込型人工心臓装置といった、埋込み可能な駆動部を備える医療装置に関し、特に体外結合型経皮エネルギー伝送システムにより駆動部にエネルギーを伝送する医療装置およびその電源制御方法に関する。

従来、完全埋込型人工心臓装置といった、埋込み可能な駆動部を備える医療装置における電気エネルギーの供給方法として、経皮的な電磁誘導を用いて非浸襲に電力供給を行う経皮エネルギー伝送システム（Ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｅｎｅｒｇｙ Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ：ＴＥＴＳ）がある。この方法は、経皮トランスにフェライトコアを用いるか否かで大きく二つに分けられ、フェライトコアを用いるものにはポット型、体外結合型などがあり、フェライトを使用しない空心型には扁平型、傘型、アモルファス磁性線を用いるものがある。中でも体外結合型経皮エネルギー伝送システム（Ｅｘｔｅｒｎａｌｌｙ−Ｃｏｕｐｌｅｄ ＴＥＴＳ ： ＥＣＴＥＴＳ）は、高い伝送効率と高い結合率を有するものとして提案されている。
越地耕二、益田幸一郎、周英明、宇都宮敏男、高野久輝、阿久津哲造：完全埋込式人工心臓駆動用経皮エネルギー伝送システムの開発．人工臓器 １８： ５３３−５３６， １９８９ 松木英敏、越地耕二：生体へのエネルギー伝送システム．平成４年電気学会全国大会講演会論文集：Ｓ．２１−４，１９９２

ＥＣＴＥＴＳにおいては、その構造的な特徴から漏洩インダクタンスが生じ、拍動に伴いアクチュエータ駆動電圧、つまり体内側であるＴＥＴＳの出力電圧が大きく変動する。しかしながら、生体に埋込まれる駆動部としての人工心臓ポンプとなる人工心臓アクチュエータには、一般のアクチュエータと同様に定格動作電圧がある。さらに、生体に埋込まれる人工心臓アクチュエータに対しては、高効率動作すなわち発熱の抑制という観点から、出力電圧の変動を低減することが重要である。

人工心臓アクチュエータを駆動する駆動部側電圧の変動を抑える手法として、リード線等により駆動部側電圧を取出し、この電圧を直接フィードバックして制御を行うものが考えられるが、経皮的なエネルギー伝送を行うＥＣＴＥＴＳにおいては、リード線等による皮膚貫通部が生じることはシステムのメリットを損ない好ましくない。また、ＥＣＴＥＴＳ出力段に、電圧を安定化するための電圧レギュレータを挿入する方法もあるが、体内側での発熱、および大型化を招くため好ましくない。また電力の伝送とは別の経皮情報伝送システムを設けて出力電圧情報のフィードバックを行う方法も考えられるが、回路が大型化し、また、高い通信速度が要求される情報のフィードバック手段としては実用的ではない。

本発明は、体内埋込み可能な駆動部、電源部およびトランスを有する医療装置において、駆動部の駆動の電圧すなわち、駆動部側電圧の変動を、簡潔な構成で低減することを目的とする。

上記の課題を解決するため、本発明は以下のものを提供する。

（１） 体内埋込み可能な駆動部と、前記駆動部を駆動する電力を出力するため供給側電流および供給側電圧を発生する電源部と、前記電源部からの電力が入力される１次コイル、および、前記駆動部に電力を供給する２次コイルを有するトランスと、を備え、前記電源部は、前記供給側電流を検知する電流検知部と、前記電流検知部の検知結果を、予め求められた、前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータに適用した結果に応じて、前記供給側電圧を制御する電圧制御部と、を備えることを特徴とする医療装置。

（１）によれば、電源部とトランスと駆動部とを備える医療装置は、電源部の供給側電流を検知し、これを予め求められたデータに適用することにより電源部を制御して駆動部側電圧をほぼ一定に保つことができる。このことにより、簡潔な構成で駆動部において負荷が変動する場合にも駆動部側電圧の変動を低く抑えることができる。

（２） 前記電源部は、直流電力を発生する直流電源および前記直流電源からの直流電力を交流電力に変換し前記１次コイルに供給するスイッチング回路を備え、前記駆動部は、前記２次コイルからの交流電力を直流電力に変換する整流平滑回路を備え、前記供給側電圧は前記スイッチング回路の出力電圧であり、前記供給側電流は前記スイッチング回路の出力電流であり、前記駆動部側電圧は、前記２次コイルの出力電圧であることを特徴とする（１）記載の医療装置。

（２）によれば、（１）記載の医療装置は、スイッチング回路の出力電流を検知し、この結果を、２次コイルの出力電圧をほぼ一定とするための予め求められたデータに適用して直流電源の出力電圧を制御することができる。このような交流−交流制御により、トランスの出力電圧をほぼ一定に保つことができる。トランスのみの特性は、等価回路によるモデルとしての把握がより容易なため、簡易なシステムで駆動部に供給する電圧を安定に保つことができる。

（３） 前記予め求められた前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータは、前記電源部と、前記トランスと、前記駆動部と、による電気的な等価回路の閉路方程式として示されることを特徴とする（２）記載の医療装置。

（３）によれば、駆動部側電圧をほぼ一定とするための供給側電流および供給側電圧の関係を示すデータは方程式として求められる。このことにより、測定に基づく予測データを保持する必要がなく、また部品の材質を変更等する場合でも一部のパラメータの変更等により簡易に対応ができる。

（４） 前記電源部は、直流電力を発生する直流電源および前記直流電源からの直流電力を交流電力に変換し前記１次コイルに供給するスイッチング回路を備え、前記駆動部は、前記２次コイルからの交流電力を直流電力に変換する整流平滑回路を備え、前記供給側電圧は前記直流電源の出力電圧であり、前記供給側電流は前記直流電源の出力電流であり、前記駆動部側電圧は、前記整流平滑回路の変換出力電圧であることを特徴とする（１）記載の医療装置。

（４）によれば、（１）記載の医療装置は、直流電源の出力電流を検知し、この結果を、整流平滑回路の変換出力電圧をほぼ一定とするための予め求められたデータに適用して直流電源の出力電圧を制御することができる。このような直流−直流制御により、直流電源、スイッチング回路、トランスそして整流平滑回路を含む一連のシステムの出力電圧をほぼ一定に保つことができる。このことにより、駆動部内の電力消費部分であるアクチュエータにより近い部分の電圧を安定に保つことができる。

（５） 体内埋込み可能な駆動部と、前記駆動部を駆動する電力を出力するため供給側電流および供給側電圧を発生する電源部と、前記電源部から電力が入力される１次コイル、および、前記駆動部に電力を供給する２次コイルを有するトランスと、を備える医療装置の電源制御方法であって、前記供給側電流の検知を行うステップと、前記検知の結果を、予め求められた、前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータに適用するステップと、前記適用した結果に基づいて、前記供給側電圧を制御するステップと、を備える電源制御方法。

本発明によれば、電源部、駆動部およびトランスを備える医療装置は、電源部の供給側電流を検知し、これを予め求められたデータに適用することにより駆動部側電圧をほぼ一定に保つことができる。このことにより、簡潔な構成で駆動部において負荷が変動する場合にも駆動部側電圧の変動を低く抑えることができる。

本発明の実施形態である医療装置を、埋込型人工心臓装置の例により、図を参照して説明する。以下の第１実施形態では、体内側となるＥＣＴＥＴＳの出力電圧を予測し制御する上で体外と体内の境界部分である皮膚を含む経皮トランス間のＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部のみの入出力に対する制御を説明する。第２実施形態では、ＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部を含み、ＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部の入出力に対する制御を説明する。

[第１実施形態 ＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部での制御]
図１は、第１実施形態の埋込型人工心臓装置１０のブロック図を示す。埋込型人工心臓装置１０は、主な構成要素として、体内埋込型の駆動部としての人工心臓駆動部３０、人工心臓駆動部３０を駆動する電力を発生するための電源部１２、および人工心臓駆動部３０を駆動するための電力を伝送するための経皮トランス４０を有する。

［人工心臓駆動部］
人工心臓駆動部３０はアクチュエータである人工心臓ポンプ３６、外部からの電力を整流平滑して人工心臓ポンプ３６に供給するための整流平滑回路３２、充放電により電力を一時的に蓄える２次電池３８、人工心臓ポンプ３６に対する電力の供給源を整流平滑回路３２または２次電池３８のいずれかに切り替える切替回路３４とを有する。ＴＥＴからのエネルギー伝送が絶たれた際には体内に埋込んだバックアップ用の２次電池３８により人工心臓ポンプ３６を駆動する。駆動部には、人工心臓ポンプ３６を駆動するため供給される電力による駆動部側電圧が生じる。本実施形態において、この駆動部側電圧は、整流平滑回路３２の変換出力電圧である。

整流平滑回路３２は交流を直流に変換する回路である。代表的な整流平滑回路３２としてはセンタータップ全波方式整流回路とブリッジ全波方式整流回路が挙げられる。双方ともに全波整流を行うが、センタータップ全波整流方式の場合には２次コイルである体内コイルが二つ必要となる。ただし、大きな損失を生むダイオードは高いシステム効率を考えた場合少ないほうが良いことからセンタータップ全波方式を使用している。ダイオードの順方向電圧による損失は発熱となり、システム効率だけでなく体内に置くことを考えた場合、生体組織に悪影響を及ぼす可能性もあるので、ダイオードは少ないほうが良いといえる。また、素子が少なく回路が簡単であることは故障の可能性が低減され、より安全であるともいえる。整流平滑回路３２は、チョークインプット型の平滑回路を内蔵する。人工心臓ポンプ３６は、例えば電気油圧方式の拍動流型（株式会社 アイシン・コスモス研究所製）を使用することができる。

［電源部］
電源部１２は、商用電力の変換装置または電池といった、直流電力を発生する直流電源１４と、直流電源１４に接続され、直流電源１４からの直流電力を交流電力に変換して１次コイル２２に供給するＤＣ−ＡＣインバータであるスイッチング回路１６と、スイッチング回路１６の出力電圧および供給側電流としての出力電流を検知する電流検知部である検知部１７と、検知部１７の検知結果に基づいて直流電源１４の出力電圧を制御する電圧制御部１５と、を有する。電源部１２は、駆動部を駆動する電力を出力するため、供給側電流および供給側電圧を発生する。本実施形態では、供給側電圧は直流電源１４の出力電圧であり、供給側電流は直流電源１４の出力電流である。

スイッチング回路１６は直流を所望の周波数の交流に変換させる回路である。ＴＥＴシステムではコイルの電磁誘導を利用するため、交流電圧を印加する必要がある。代表的なインバータ回路としてはプッシュプル型インバータ、フルブリッジ方インバータなどがある。プッシュプル型は回路が簡単なため高いシステム効率を得ることができ、フルブリッジは次に述べる経皮トランス４０を簡単化できる。高いエネルギー変換の観点からは、プッシュプル型がより好ましい。スイッチング回路により発生する交流の周波数は、例えば３００ｋＨｚが好ましい。

［経皮トランス］
経皮トランス４０は、体外の１次コイル２２および体内埋込み可能な２次コイル２４を有している。１次コイル２２は、電源部１２に接続されて、電源部１２からの電力が入力され、２次コイル２４は、人工心臓駆動部３０に接続され、人工心臓駆動部３０に電力を供給する。

図２は、経皮トランス４０の外観を示す。経皮トランス４０は、皮膚を隔てて電力を伝送可能とするものである。経皮トランス４０は、体外に配置された体外コイル（１次コイル２２）と皮下に埋込み可能な体内コイル（２次コイル２４）から構成される。経皮トランス４０の構造は、例えば外径３６ｍｍ、内径２２ｍｍ高さ１４ｍｍのトロイダル型フェライトコア４１（ＦＤＫ社製）を二分割し、それぞれに、１２０本を一束にしたリッツ線（φ０．０５）を円周方向に均等に９回、密着巻きをした１次コイル２２（体外コイル）および、１次コイルと同一のリッツ線を用いて９回巻いた直径４０ｍｍの円形状の２次コイル２４（体内コイル）から構成されている。

図３は、経皮トランス４０を生体に装着したときの外観を示す図である。２次コイル２４が完全に埋め込まれた生体には穴が開いており、経皮トランス４０のトロイダル型フェライトコア４１がこの穴を貫通して結合されている。

［出力電圧の変動］
図４に、供給側電圧の制御を停止した状態での、人工心臓駆動部３０の人工心臓ポンプ３６での電圧変動の様子のグラフを示す。これは人工心臓ポンプ３６の拍動数が１１０ｂｐｍの時のものであるが、電圧は拍動と同じ周期で変動していることが確認できる。電圧変動の原因を確認するため人工心臓ポンプ３６の代わりに電子負荷装置（菊水電子工業株式会社製ＰＬＺ１５３Ｗ）を接続し、ＴＥＴＳ入力電圧を３７Ｖ一定にして、負荷抵抗値変化時の出力電圧を測定した（図５）。図５グラフに示すように、電圧は負荷抵抗値の増加に伴い増加していることが分かる。すなわち電圧の変動は、人工心臓ポンプ３６の負荷抵抗値に相当するものの変化により生じている。

本実施形態の埋込型人工心臓装置１０では、検知部１７の検知結果を、予め求められた、前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータに適用する。本実施形態において、供給側電圧はスイッチング回路１６の出力電圧すなわち１次コイル２２に掛かる電圧であり、供給側電流はスイッチング回路の出力電流すなわち１次コイル２２流れる電流であり、駆動部側電圧は、２次コイル２４の出力電圧である。

ここで、２次コイル２４の出力電圧ｖ_２をほぼ一定とするための、１次コイル２２に掛かる電圧ｖ_１と１次コイル２２に流れる電流ｉ_１との関係を求めるため、図６に示すような変圧器の等価回路を用いる。

図６の等価回路より、次の二つの閉路方程式が求まる。

式（１）、（２）より、体内側情報であるｉ_２を消去すると次式が求まる。

この式は、人工心臓ポンプ３６に相当する負荷抵抗値変化時の入力電圧、入力電流の関係式である。さらに、ｖ_１、ｉ_１、とｖ_２との関係を得るために式（２）、（３）より以下の式が求まる。

式（３）、（４）からさらにＲ_Ｌを消去すると

となる。この式はｖ_１、ｖ_２、ｉ_１の関係式であり、任意のｖ_２を出力するために必要なｖ_１、ｉ_１の関係が求まることを示している。しかし、この式ではｖ_１、ｉ_１を特定することができない。これは様々な人工心臓ポンプ３６による負荷抵抗Ｒ_Ｌに対するｖ_１、ｉ_１の組み合わせが含まれているためである。しかし、ｖ_１、ｉ_１の間には式（３）の関係があるため、任意のＲ_Ｌに対してｖ_１、ｉ_１は一意に決定する。

上述の関係を用いて、２次コイル２４の出力電圧ｖ_２＝２４［Ｖ］の例について求める。ＬＣＲメータ（例えば、ｈｐ社製 ｈｐ）により周波数３００［ｋＨｚ］で測定した１次コイル、２次コイルのパラメータは、例えば以下のように求められる。

この値を式（５）に代入し、２次コイル２４の出力電圧ｖ_２をほぼ一定とするための、１次コイル２２に掛かる電圧ｖ_１と１次コイル２２に流れる電流ｉ_１との関係を示すデータが得られる。このように、駆動部側電圧である２次コイル２４の出力電圧ｖ_２をほぼ一定とするための供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータは、電源部と、トランスと、駆動部とによる電気的な等価回路の閉路方程式として示される。図７は、ｖ_２＝２４［Ｖ］一定で出力するためのｖ_１、ｉ_１の大きさの関係を示すデータのグラフである。

[実施例１]
本実施形態の構成において、任意の負荷抵抗値で、スイッチング回路１６の出力電圧と出力電流（すなわち、１次側電圧と１次側電流）の関係が、上述した関係式および近似曲線が成り立つようスイッチング回路１６の出力電圧の制御を行った。

直流電源１４およびスイッチング回路１６の機能として、ファンクションジェネレータ（例えばＨＰ社製 ｈｐ３３１２０Ａ）より出力された周波数３００［ｋＨｚ］の矩形波を高速電力増幅器（ＮＦ社製 ４０２５）により任意の大きさに増幅したものをスイッチング回路１６の出力電圧ｖ_１として用いた。負荷抵抗Ｒ_Ｌを１０〜１００Ωの間で変化させて、測定を行った。

図８に、負荷抵抗Ｒ_Ｌの変化に対する２次コイル２４の出力電圧ｖ_２の測定結果を示す。２０［Ω］前後で２４［Ｖ］を２［Ｖ］程下回っていたが、ほぼｖ_２＝２４［Ｖ］一定の出力が得られた。このように、ＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部（経皮トランス部）では、等価回路を用いて理論的に２次側電圧の予測に必要な１次側電圧、電流の関係を求めることができる。

経皮トランス１８においては、理論的に１次側において２次側の電圧を予測可能である。これは体外結合型経皮トランスが高い結合係数を有しており、かつ安定しているため、相互インダクタンスが一定であるとみなせるためである。

［第２実施形態 ＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部での制御］
上記第１実施形態のＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部（経皮トランス部）の制御では、等価回路を用いて理論的に２次側電圧の予測に必要な１次側電圧、電流の関係を求めた。実用される埋込型人工心臓装置１０のＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部（ＥＣＴＥＴＳの入力から出力まで）では、このＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部に加え、スイッチング回路、整流平滑回路といった過渡的な変化をする回路が含まれる。次に、本発明の第２実施形態として、ＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部に渡る制御を説明する。

図９は、第２実施形態の埋込型人工心臓装置１００のブロック図を示す。第２実施形態の埋込型人工心臓装置１００は、電源部１２内での検知部１１７の設置される位置が、第１実施形態の埋込型人工心臓装置１０とは異なる。検知部１１７は、直流電源１４の出力部分に接続されている。すなわち第２実施形態においては、第１実施形態と異なり、供給側電圧および供給側電流は、直流電源１４の出力電圧および出力電流である。また、本実施形態の駆動部側電圧は、整流平滑回路３２の変換出力電圧、すなわち直流電圧である。埋込型人工心臓装置１００のこの他の構成は、第１実施形態の埋込型人工心臓装置１０と同様であるため、図９のブロック図においては図１のブロック図と同一の符号を付し、説明を省略する。

埋込型人工心臓装置１００では、検知部１１７は、直流電源１４の出力電流を検知し、電圧制御部１５は、検知部１１７の検知の結果を、整流平滑回路３２の変換出力電圧をほぼ一定とするための予め求められたデータに適用して直流電源１４の出力電圧を制御する。

図１０は、人工心臓ポンプ３６として電子負荷（横河電機製 ＰＬＺ−１５０ｗ）を接続し、任意の負荷抵抗（１０〜１００Ω）において整流平滑回路３２の変換出力電圧が２４Ｖとなる時の直流電源１４の出力電圧および出力電流を測定した結果と、この測定結果を最小二乗法を用いて近似した曲線のグラフを示す。

図１０に示す関係のデータは、整流平滑回路３２の変換出力電圧をほぼ一定とするための、供給側電圧および供給側電流の関係を予め求めたデータとして用いられる。

電圧制御部１５は検知部１１７の検知の結果を、このデータに適用する。すなわち、データにおいて、直流電源１４の出力電流値に対応する電圧値を求め、直流電源１４の出力電圧が、求めた電圧値となるよう制御をする。

このことにより、直流電源１４、スイッチング回路１６、経皮トランス１８そして整流平滑回路３２を含むＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部が制御され、この出力電圧である駆動部側電圧をほぼ一定に保つことができる。

[実施例２］
次に、ＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部での出力電圧の制御の例として、図１０に示す近似曲線のデータを用い、電圧制御部１５に、直流電源１４の電源電圧と電源電流を制御させた例を説明する。ここで、人工心臓ポンプ３６の代わりとして電子負荷装置を接続し、１０〜１００［Ω］の範囲で負荷抵抗値を変化させた。

図１１は、負荷抵抗値に対する整流平滑回路３２の変換出力電圧、すなわち駆動部側電圧の測定結果を示す。入力電圧を３７［Ｖ］一定とし、制御を行わず負荷抵抗値を変化したときの出力電圧は、比較例として細い実線で表されている。これに対し、本実施形態における直流電源１４の制御を行った場合の出力電圧を太い実線で示す。出力電圧の変動幅が大きく低減されていることが分かる。

これより、任意の負荷においてＶ_ＲＬ一定で出力するための電源電圧が予測可能であることが示される。

[実施例３]
上述の例では、時間的に変化のない定負荷の場合を説明したが、次に、時間的に変化する負荷に対して、駆動側電圧を２４［Ｖ］一定とするように電圧制御部１５において、電源電圧を追従制御する例を説明する。

図１２は、供給側電流、供給側電圧を取得し最適な供給側電圧を算出する制御部のブロックダイアグラムを示す。ここで、検出された供給側電流から、予め求めた近似曲線を利用して電源電圧を算出し、この電圧とそれまで設定されていた電圧の差分を定数Ｋ倍し、元の電圧設定値（供給側電圧）に加える。そして最終的に差分が０になるように追従制御を行う。この処理により得られる出力は、次式で表される。

この制御の例では、ＰＣ上の計測制御ソフトＨＰ ＶＥＥを用いて制御を行った。

図１３に全体のシステム構成を示す。電圧制御部１５の主要部であるＰＣ７０と、直流電源１４（ｈｐ社製 ｈｐ）との通信はＧＰＩＢ通信インターフェイス７２を介して行う。検出部は直流電源１４に内蔵されており図示しない。直流電源１４からＰＣ７０の方向には、直流電源１４の出力電流値Ｉ_１または出力電圧値が、図１２に示されるＩ_{ＩＮ ｎ−１}、Ｖ_{ＩＮ ｎ−１}のデータとして送信され、ＰＣ７０から直流電源１４の方向にはＶ_{ＩＮ ｎ}のデータが送信される。人工心臓ポンプ３６の代わりとして電子負荷装置７４を接続し、切替回路３４および２次電池３８は省略した。

図１４は、この制御例に用いた変動負荷データの例を示す。これは拍動数１１０ｐｐｍの負荷変動に相当する。ここで拍動周期は１．１ｂｐｍとした。

図１５には、電圧制御を行わない場合の、負荷変動に伴う出力電圧の変動を比較の例として示す。２４Ｖを基準として、上が最大＋６．４［Ｖ］、下が最小−３．２［Ｖ］の幅で変動した。

図１６は、Ｋ＝１（Ｖ_{ＩＮ ｎ} ＝Ｖ_ＩＮ ^’ _ｎ−１）として制御を行った結果を示す。制御を行うことで、上が最大＋１．６［Ｖ］、下が最小−２．７［Ｖ］の変動幅に低減することができた。

このように、電源電圧の制御により、アクチュエータ駆動電圧の変動幅を半分以下に低減することができる。

第１実施形態にかかる埋込型人工心臓装置のブロック図である。 経皮トランスの外観を示す図である。 装着状態における経皮トランスの外観を示す図である。 人工心臓ポンプの出力電圧の変動の波形を示す図である。 負荷抵抗値変化時の出力電圧を示すグラフである。 経皮トランスについての等価回路を示す回路図である。 １次側電圧と１次側電流の関係（Ｖ_２＝２４［Ｖ］で出力時）を示すグラフである。 ＡＣ−ＡＣエネルギー伝送部の制御結果を示すグラフである。 第２実施形態にかかる埋込型人工心臓装置のブロック図である。 直流電源１４の出力電圧および出力電流の関係（Ｖ_２＝２４［Ｖ］で出力時）を示すグラフである。 ＤＣ−ＤＣエネルギー伝送部の制御結果を示すグラフである。 制御部の制御システムブロックダイアグラムを示す図である。 制御システムの構成例を示すブロック図である。 変動負荷データ（変動周期５４．５ｓ）の波形を示す図である。 出力電圧変動（横軸：１０ｕｓ／Ｄｉｖ）の波形を示す図である。 制御後の出力電圧変動（横軸：１０ｕｓ／Ｄｉｖ）の波形を示す図である。

符号の説明

１０ 埋込型人工心臓装置（医療装置）
１２ 電源部
１４ 直流電源
１５ 電圧制御部
１６ スイッチング回路
１７ 検知部（電流検知部）
１８ 経皮トランス（トランス）
２２ １次コイル
２４ ２次コイル
３０ 人工心臓駆動部（駆動部）
３２ 整流平滑回路
３４ 切替回路
３６ 人工心臓ポンプ
３８ ２次電池
４０ 経皮トランス
４１ トロイダル型フェライトコア
４２、４４ コア部材
７２ ＧＰＩＢ通信インターフェイス
７４ 電子負荷装置
１００ 埋込型人工心臓装置
１１７ 検知部

Claims (5)

1. 体内埋込み可能な駆動部と、
   前記駆動部を駆動する電力を出力するため供給側電流および供給側電圧を発生する電源部と、
   前記電源部からの電力が入力される１次コイル、および、前記駆動部に電力を供給する２次コイルを有するトランスと、を備え、
   前記電源部は、前記供給側電流を検知する電流検知部と、
   前記電流検知部の検知結果を、予め求められた、前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータに適用した結果に応じて、前記供給側電圧を制御する電圧制御部と、を備えることを特徴とする医療装置。
2. 前記電源部は、直流電力を発生する直流電源および前記直流電源からの直流電力を交流電力に変換し前記１次コイルに供給するスイッチング回路を備え、
   前記駆動部は、前記２次コイルからの交流電力を直流電力に変換する整流平滑回路を備え、
   前記供給側電圧は前記スイッチング回路の出力電圧であり、前記供給側電流は前記スイッチング回路の出力電流であり、前記駆動部側電圧は、前記２次コイルの出力電圧であることを特徴とする請求項１記載の医療装置。
3. 前記予め求められた前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータは、前記電源部と、前記トランスと、前記駆動部と、による電気的な等価回路の閉路方程式として示されることを特徴とする請求項２記載の医療装置。
4. 前記電源部は、直流電力を発生する直流電源および前記直流電源からの直流電力を交流電力に変換し前記１次コイルに供給するスイッチング回路を備え、
   前記駆動部は、前記２次コイルからの交流電力を直流電力に変換する整流平滑回路を備え、
   前記供給側電圧は前記直流電源の出力電圧であり、前記供給側電流は前記直流電源の出力電流であり、前記駆動部側電圧は、前記整流平滑回路の変換出力電圧であることを特徴とする請求項１記載の医療装置。
5. 体内埋込み可能な駆動部と、前記駆動部を駆動する電力を出力するため供給側電流および供給側電圧を発生する電源部と、前記電源部から電力が入力される１次コイル、および、前記駆動部に電力を供給する２次コイルを有するトランスと、を備える医療装置の電源制御方法であって、
   前記供給側電流の検知を行うステップと、
   前記検知の結果を、予め求められた、前記駆動部に供給される駆動部側電圧をほぼ一定とするための前記供給側電流および前記供給側電圧の関係を示すデータに適用するステップと、
   前記適用した結果に基づいて、前記供給側電圧を制御するステップと、を備える電源制御方法。

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