JP2655670B2 - 医療ポンプ駆動装置 - Google Patents
医療ポンプ駆動装置Info
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- A61M60/427—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ ［産業上の利用分野］ 本発明は、補助人工心臓ポンプや大動脈内バルーンポ
ンプなどの医療ポンプの駆動装置に関し、特に医療ポン
プに印加する駆動圧力の改善と装置の小型化に関する。
ンプなどの医療ポンプの駆動装置に関し、特に医療ポン
プに印加する駆動圧力の改善と装置の小型化に関する。
［従来の技術］ 従来の人工心臓駆動装置に関する技術は、例えば、特
開昭58−169460号公報に開示されている。
開昭58−169460号公報に開示されている。
補助人工心臓などの医療ポンプを駆動する場合、医療ポ
ンプの駆動圧力室に正圧と負圧を交互に印加し、医療ポ
ンプを生体の拍動リズムに合わせて拍動させ血液の循環
を行なうのが一般的であり好ましいとされている。
ンプの駆動圧力室に正圧と負圧を交互に印加し、医療ポ
ンプを生体の拍動リズムに合わせて拍動させ血液の循環
を行なうのが一般的であり好ましいとされている。
この種の駆動を行なうために、従来より、医療ポンプ駆
動装置には、一定の正圧を発生する正圧発生装置，一定
の負圧を発生する負圧発生装置及び正圧発生装置が発生
した正圧と負圧発生装置が発生した負圧とを交互に医療
ポンプの駆動圧力室に印加する圧力切換装置が備わって
いる。
動装置には、一定の正圧を発生する正圧発生装置，一定
の負圧を発生する負圧発生装置及び正圧発生装置が発生
した正圧と負圧発生装置が発生した負圧とを交互に医療
ポンプの駆動圧力室に印加する圧力切換装置が備わって
いる。
人工心臓を生体の心臓と同じように駆動するためには、
負圧から正圧及び正圧から負圧への圧力の切換えをすば
やく行なう必要があり、そのためには、正圧発生装置が
発生する正圧及び負圧発生装置が発生する負圧を、各々
一定に維持しなければならない。ところが、人工心臓ポ
ンプに正圧を印加すると正圧発生装置の出力する正圧が
低下し、人工心臓ポンプに負圧を印加すると負圧発生装
置の出力する負圧（絶対値）が低下する。
負圧から正圧及び正圧から負圧への圧力の切換えをすば
やく行なう必要があり、そのためには、正圧発生装置が
発生する正圧及び負圧発生装置が発生する負圧を、各々
一定に維持しなければならない。ところが、人工心臓ポ
ンプに正圧を印加すると正圧発生装置の出力する正圧が
低下し、人工心臓ポンプに負圧を印加すると負圧発生装
置の出力する負圧（絶対値）が低下する。
そこで、従来より、正圧発生装置及び負圧発生装置に
は、それぞれアキュームレータ、即ち蓄圧タンクを設け
て人工心臓ポンプに圧力を供給する時の圧力の低下を防
止している。
は、それぞれアキュームレータ、即ち蓄圧タンクを設け
て人工心臓ポンプに圧力を供給する時の圧力の低下を防
止している。
アキュームレータを各圧力発生装置に設けることによ
り、圧力の低下を防止しうるが、そのためには、従来よ
りアキュームレータの容量は少なくとも4l程度が必要と
され、そのために医療ポンプ駆動装置が大型になるのは
避けられないという不都合がある。
り、圧力の低下を防止しうるが、そのためには、従来よ
りアキュームレータの容量は少なくとも4l程度が必要と
され、そのために医療ポンプ駆動装置が大型になるのは
避けられないという不都合がある。
また、例えば正圧系の圧力調整の場合、医療ポンプに
負圧を印加する期間は負荷が小さいが、医療ポンプに正
圧を印加する期間は負荷が非常に大きくなる。このた
め、ある一定の目標値と検出した圧力とが等しくなるよ
うに圧力制御を行なうと、前者の場合に比べ、後者では
圧力制御の応答が遅れがちになる。そこで、圧力制御の
目標値を例えば２段階に設定し、負荷が小さい時には比
較的小さい圧力（基準圧力）に設定し、負荷が大きい時
には比較的大きい圧力（補正圧力）に設定すれば、圧力
制御の応答性が改善され、医療ポンプに印加する圧力の
負圧から正圧及び正圧から負圧への切換わりが鋭くな
る。このように、目標圧力を２段階に設定する圧力制御
方法については、特開昭61−129500号公報に基本的な技
術が開示されている。
負圧を印加する期間は負荷が小さいが、医療ポンプに正
圧を印加する期間は負荷が非常に大きくなる。このた
め、ある一定の目標値と検出した圧力とが等しくなるよ
うに圧力制御を行なうと、前者の場合に比べ、後者では
圧力制御の応答が遅れがちになる。そこで、圧力制御の
目標値を例えば２段階に設定し、負荷が小さい時には比
較的小さい圧力（基準圧力）に設定し、負荷が大きい時
には比較的大きい圧力（補正圧力）に設定すれば、圧力
制御の応答性が改善され、医療ポンプに印加する圧力の
負圧から正圧及び正圧から負圧への切換わりが鋭くな
る。このように、目標圧力を２段階に設定する圧力制御
方法については、特開昭61−129500号公報に基本的な技
術が開示されている。
ところが、この種の制御においては、目標圧力の設定
が適正でないと、所望の圧力が得られない。即ち、補正
圧力の設定値が小さすぎると、負荷が大きくなった時の
圧力低下改善の効果が小さく、逆に補正圧力の設定値が
大きすぎると、負荷が大きくなった時に圧力が必要以上
に大きくなる。従って、使用する医療ポンプや駆動ホー
スの大きさが変わって、圧力制御装置の負荷の大きさが
変わると、補正圧力を調整し直す必要がある。
が適正でないと、所望の圧力が得られない。即ち、補正
圧力の設定値が小さすぎると、負荷が大きくなった時の
圧力低下改善の効果が小さく、逆に補正圧力の設定値が
大きすぎると、負荷が大きくなった時に圧力が必要以上
に大きくなる。従って、使用する医療ポンプや駆動ホー
スの大きさが変わって、圧力制御装置の負荷の大きさが
変わると、補正圧力を調整し直す必要がある。
本発明は、用いるアキュームレータの容量が比較的小
さい場合であっても、圧力発生装置の出力する圧力の低
下を防止しうる医療ポンプ駆動装置を提供することを第
１の目的とし、負荷、即ち駆動ホースや医療ポンプの大
きさなどが変化しても常に最適なポンプ駆動圧力を生成
することを第２の目的とする。
さい場合であっても、圧力発生装置の出力する圧力の低
下を防止しうる医療ポンプ駆動装置を提供することを第
１の目的とし、負荷、即ち駆動ホースや医療ポンプの大
きさなどが変化しても常に最適なポンプ駆動圧力を生成
することを第２の目的とする。
〔問題点を解決するための手段〕 （１）正圧源（71），正圧蓄圧タンク（AC1），入力端
が正圧源（71）の出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タ
ンク（AC1）の内空間に開放された正圧調整弁手段（5
1），負圧源（72），負圧蓄圧タンク（AC2），入力端が
負圧源（72）の出力端に接続され出力端が負圧蓄圧タン
ク（AC2）の内空間に開放された負圧調整弁手段（5
4），医療ポンプ（60L）の駆動圧力室に接続された流路
を有する接続手段（50,2a），前記正圧蓄圧タンク内の
圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を選択的に前記接続手段
（50,2a）に印加する切換弁手段（52,55）、及び、前記
切換弁手段（52,55）を介して前記接続手段（50,2a）に
前記正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力
を交互に印加する制御手段（100）を備える医療ポンプ
駆動装置において： 前記正圧蓄圧タンク内の圧力を検出する正圧検出手段
（PS1）； 前記負圧蓄圧タンク内の圧力を検出する負圧検出手段
（PS2）； 前記切換弁手段（52,55）の出力端と医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室との間の流路の圧力を検出する駆動圧
力検出手段（PS3）；及び、 前記正圧調整弁手段（51）及び負圧調整弁手段（54）
をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧検出手段（PS
2）の検出圧力（DPP,DPN）が、正圧制御及び負圧制御の
目標値（Psp2，Psn2）に合致するように開閉制御すると
ともに、前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出される駆
動圧力（DPD）の立上り（Δtu,Pmp）を測定し立上りが
遅いと正圧制御の目標値（Psp2）を大きくする圧力制御
手段（100）； を備える医療ポンプ駆動装置。
が正圧源（71）の出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タ
ンク（AC1）の内空間に開放された正圧調整弁手段（5
1），負圧源（72），負圧蓄圧タンク（AC2），入力端が
負圧源（72）の出力端に接続され出力端が負圧蓄圧タン
ク（AC2）の内空間に開放された負圧調整弁手段（5
4），医療ポンプ（60L）の駆動圧力室に接続された流路
を有する接続手段（50,2a），前記正圧蓄圧タンク内の
圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を選択的に前記接続手段
（50,2a）に印加する切換弁手段（52,55）、及び、前記
切換弁手段（52,55）を介して前記接続手段（50,2a）に
前記正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力
を交互に印加する制御手段（100）を備える医療ポンプ
駆動装置において： 前記正圧蓄圧タンク内の圧力を検出する正圧検出手段
（PS1）； 前記負圧蓄圧タンク内の圧力を検出する負圧検出手段
（PS2）； 前記切換弁手段（52,55）の出力端と医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室との間の流路の圧力を検出する駆動圧
力検出手段（PS3）；及び、 前記正圧調整弁手段（51）及び負圧調整弁手段（54）
をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧検出手段（PS
2）の検出圧力（DPP,DPN）が、正圧制御及び負圧制御の
目標値（Psp2，Psn2）に合致するように開閉制御すると
ともに、前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出される駆
動圧力（DPD）の立上り（Δtu,Pmp）を測定し立上りが
遅いと正圧制御の目標値（Psp2）を大きくする圧力制御
手段（100）； を備える医療ポンプ駆動装置。
（２）前記圧力制御手段（100）は、前記切換弁手段（5
2,55）が前記接続手段（50,2a）に正圧から負圧を切換
印加する直前の前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出さ
れる駆動圧力（Pmax）に対応してそれが高いと前記正圧
制御の目標値（Psp2）を小さくする、前記（１）項記載
の医療ポンプ駆動装置。
2,55）が前記接続手段（50,2a）に正圧から負圧を切換
印加する直前の前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出さ
れる駆動圧力（Pmax）に対応してそれが高いと前記正圧
制御の目標値（Psp2）を小さくする、前記（１）項記載
の医療ポンプ駆動装置。
（３）正圧源（71），正圧蓄圧タンク（AC1），入力端
が正圧源（71）の出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タ
ンク（AC1）の内空間に開放された正圧調整弁手段（5
1），負圧源（72），負圧蓄圧タンク（AC2），入力端が
負圧源（72）の出力端に接続され出力端が負圧蓄圧タン
ク（AC2）の内空間に開放された負圧調整弁手段（5
4），医療ポンプ（60L）の駆動圧力室に接続された流路
を有する接続手段（50,2a），前記正圧蓄圧タンク内の
圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を選択的に前記接続手段
（50,2a）に印加する切換弁手段（52,55）、及び、前記
切換弁手段（52,55）を介して前記接続手段（50,2a）に
前記正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力
を交互に印加する制御手段（100）を備える医療ポンプ
駆動装置において： 前記正圧蓄圧タンク内の圧力を検出する正圧検出手段
（PS1）； 前記負圧蓄圧タンク内の圧力を検出する負圧検出手段
（PS2）； 前記切換弁手段（52,55）の出力端と医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室との間の流路の圧力を検出する駆動圧
力検出手段（PS3）；及び、 前記正圧調整弁手段（51）及び負圧調整弁手段（54）
をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧検出手段（PS
2）の検出圧力（DPP,DPN）が、正圧制御及び負圧制御の
目標値（Psp2，Psn2）に合致するように開閉制御すると
ともに、前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出される駆
動圧力（DPD）の立下り（Δtd,Pmn）を測定し立下りが
遅いと負圧制御の目標値（Psn2）の絶対値を大きくする
圧力制御手段（100）； を備える医療ポンプ駆動装置。
が正圧源（71）の出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タ
ンク（AC1）の内空間に開放された正圧調整弁手段（5
1），負圧源（72），負圧蓄圧タンク（AC2），入力端が
負圧源（72）の出力端に接続され出力端が負圧蓄圧タン
ク（AC2）の内空間に開放された負圧調整弁手段（5
4），医療ポンプ（60L）の駆動圧力室に接続された流路
を有する接続手段（50,2a），前記正圧蓄圧タンク内の
圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を選択的に前記接続手段
（50,2a）に印加する切換弁手段（52,55）、及び、前記
切換弁手段（52,55）を介して前記接続手段（50,2a）に
前記正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力
を交互に印加する制御手段（100）を備える医療ポンプ
駆動装置において： 前記正圧蓄圧タンク内の圧力を検出する正圧検出手段
（PS1）； 前記負圧蓄圧タンク内の圧力を検出する負圧検出手段
（PS2）； 前記切換弁手段（52,55）の出力端と医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室との間の流路の圧力を検出する駆動圧
力検出手段（PS3）；及び、 前記正圧調整弁手段（51）及び負圧調整弁手段（54）
をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧検出手段（PS
2）の検出圧力（DPP,DPN）が、正圧制御及び負圧制御の
目標値（Psp2，Psn2）に合致するように開閉制御すると
ともに、前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出される駆
動圧力（DPD）の立下り（Δtd,Pmn）を測定し立下りが
遅いと負圧制御の目標値（Psn2）の絶対値を大きくする
圧力制御手段（100）； を備える医療ポンプ駆動装置。
（４）前記圧力制御手段（100）は、前記切換弁手段（5
2,55）が前記接続手段（50,2a）に負圧から正圧を切換
印加する直前の前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出さ
れる駆動圧力（Pmin）に対応してその絶対値が高いと前
記負圧制御の目標値（Psn2）の絶対値を小さくする、前
記（３）項記載の医療ポンプ駆動装置。
2,55）が前記接続手段（50,2a）に負圧から正圧を切換
印加する直前の前記駆動圧力検出手段（PS3）で検出さ
れる駆動圧力（Pmin）に対応してその絶対値が高いと前
記負圧制御の目標値（Psn2）の絶対値を小さくする、前
記（３）項記載の医療ポンプ駆動装置。
なお、理解を容易にするためにカッコ内には、図面に
示し後述する実施例の対応要素又は対応事項の記号を、
参考までに付記した。
示し後述する実施例の対応要素又は対応事項の記号を、
参考までに付記した。
上記（１）項の医療ポンプ駆動装置によれば、圧力制
御手段（100）が、正圧調整弁手段（51）及び負圧調整
弁手段（54）をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧
検出手段（PS2）の検出圧力（DPP,DPN）と、正圧制御及
び負圧制御の目標値（Psp2，Psn2）とに応じて開閉制御
するので、正，負圧蓄圧タンク（AC1,AC2）の圧力が目
標値（Psp2，Psn2）に制御される。
御手段（100）が、正圧調整弁手段（51）及び負圧調整
弁手段（54）をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧
検出手段（PS2）の検出圧力（DPP,DPN）と、正圧制御及
び負圧制御の目標値（Psp2，Psn2）とに応じて開閉制御
するので、正，負圧蓄圧タンク（AC1,AC2）の圧力が目
標値（Psp2，Psn2）に制御される。
加えて、圧力制御手段（100）が、駆動圧力検出手段
（PS3）で検出される駆動圧力（DPD）の立上り（Δtu,P
mp）を測定し立上りが遅いと正圧制御の目標値（Psp2）
を大きくするので、負荷が大きいことによりあるいは正
圧蓄圧タンクの圧力不足により医療ポンプ（60L）の駆
動圧力室の圧力の立上りが遅いと自動的に目標値Psp2が
大きく変更されて、これにより正圧蓄圧タンクの圧力が
上昇し、医療ポンプ（60L）の駆動圧力室の圧力の立上
りが速くなる。すなわち、負荷の増大あるいは正圧蓄圧
タンクの容量が少いことによって出力圧の立上りがなま
る場合、自動的にこれを補償するように目標値Psp2が大
きく変更される。したがって、正圧蓄圧タンクの容量が
比較的に小さい場合であっても、所望の鋭い立上り特性
が実現する。また、医療ポンプや駆動ホースが大きく変
わっても、正圧制御の目標値（Psp2）をオペレータが変
更する必要はない。
（PS3）で検出される駆動圧力（DPD）の立上り（Δtu,P
mp）を測定し立上りが遅いと正圧制御の目標値（Psp2）
を大きくするので、負荷が大きいことによりあるいは正
圧蓄圧タンクの圧力不足により医療ポンプ（60L）の駆
動圧力室の圧力の立上りが遅いと自動的に目標値Psp2が
大きく変更されて、これにより正圧蓄圧タンクの圧力が
上昇し、医療ポンプ（60L）の駆動圧力室の圧力の立上
りが速くなる。すなわち、負荷の増大あるいは正圧蓄圧
タンクの容量が少いことによって出力圧の立上りがなま
る場合、自動的にこれを補償するように目標値Psp2が大
きく変更される。したがって、正圧蓄圧タンクの容量が
比較的に小さい場合であっても、所望の鋭い立上り特性
が実現する。また、医療ポンプや駆動ホースが大きく変
わっても、正圧制御の目標値（Psp2）をオペレータが変
更する必要はない。
上記（２）項の医療ポンプ駆動装置によれば、圧力制
御手段（100）が、切換弁手段（52,55）が接続手段（5
0,2a）に正圧から負圧を切換印加する直前の前記駆動圧
力検出手段（PS3）で検出される駆動圧力（Pmax）に対
応してそれが高いと前記正圧制御の目標値（Psp2）を小
さくするので、例えば負荷が軽減したとき目標値（Ps
p2）が自動的に小さくなり、正圧蓄圧タンク（AC1）の
圧力が下げられ、医療ポンプ（60L）の駆動圧力室への
過大な正圧の印加が自動的に回避される。このように、
医療ポンプ（60L）への供給圧の立上りを鋭くするため
の正圧制御の目標値（Psp2）の増大と、出力圧切換直前
の出力圧検出値に応じた目標値（Psp2）の減少とを圧力
制御手段（100）が自動的に行なうので、正圧蓄圧タン
クの容量が比較的に小さい場合であっても出力圧が鋭い
立上りを示すばかりでなく、医療ポンプや駆動ホースが
大きく変わった場合のみならず小さく変わった場合に
も、正圧制御の目標値（Psp2）をオペレータが変更する
必要はない。
御手段（100）が、切換弁手段（52,55）が接続手段（5
0,2a）に正圧から負圧を切換印加する直前の前記駆動圧
力検出手段（PS3）で検出される駆動圧力（Pmax）に対
応してそれが高いと前記正圧制御の目標値（Psp2）を小
さくするので、例えば負荷が軽減したとき目標値（Ps
p2）が自動的に小さくなり、正圧蓄圧タンク（AC1）の
圧力が下げられ、医療ポンプ（60L）の駆動圧力室への
過大な正圧の印加が自動的に回避される。このように、
医療ポンプ（60L）への供給圧の立上りを鋭くするため
の正圧制御の目標値（Psp2）の増大と、出力圧切換直前
の出力圧検出値に応じた目標値（Psp2）の減少とを圧力
制御手段（100）が自動的に行なうので、正圧蓄圧タン
クの容量が比較的に小さい場合であっても出力圧が鋭い
立上りを示すばかりでなく、医療ポンプや駆動ホースが
大きく変わった場合のみならず小さく変わった場合に
も、正圧制御の目標値（Psp2）をオペレータが変更する
必要はない。
上記（３）項の医療ポンプ駆動装置によれば、圧力制
御手段（100）が、正圧調整弁手段（51）及び負圧調整
弁手段（54）をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧
検出手段（PS2）の検出圧力（DPP,DPN）と、正圧制御及
び負圧制御の目標値（Psp2，Psn2）とに応じて開閉制御
するので、正，負圧蓄圧タンク（AC1,AC2）の圧力が目
標値（Psp2，Psn2）に制御される。
御手段（100）が、正圧調整弁手段（51）及び負圧調整
弁手段（54）をそれぞれ正圧検出手段（PS1）及び負圧
検出手段（PS2）の検出圧力（DPP,DPN）と、正圧制御及
び負圧制御の目標値（Psp2，Psn2）とに応じて開閉制御
するので、正，負圧蓄圧タンク（AC1,AC2）の圧力が目
標値（Psp2，Psn2）に制御される。
加えて、圧力制御手段（100）が、駆動圧力検出手段
（PS3）で検出される駆動圧力（DPD）の立下り（Δtd,P
mn）を測定し立下りが遅いと負圧制御の目標値（Psn2）
の絶対値を大きくするので、負荷が大きいことによりあ
るいは負圧蓄圧タンクの負圧不足により医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室の圧力の立下りが遅いと自動的に目標
値（Psn2）が大きく変更されて、これにより負圧蓄圧タ
ンクの圧力が上昇し、医療ポンプ（60L）の駆動圧力室
の圧力の立下りが速くなる。すなわち、負荷の増大ある
いは負圧蓄圧タンクの容量が少いことによって出力圧の
立下りがなまる場合、自動的にこれを補償するように負
圧制御の目標値（Psn2）が大きく変更される。したがっ
て、負圧蓄圧タンクの容量が比較的に小さい場合であっ
ても、所望の鋭い立下り特性が実現する。また、医療ポ
ンプや駆動ホースが大きく変わっても、負圧制御の目標
値（Psn2）をオペレータが変更する必要はない。
（PS3）で検出される駆動圧力（DPD）の立下り（Δtd,P
mn）を測定し立下りが遅いと負圧制御の目標値（Psn2）
の絶対値を大きくするので、負荷が大きいことによりあ
るいは負圧蓄圧タンクの負圧不足により医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室の圧力の立下りが遅いと自動的に目標
値（Psn2）が大きく変更されて、これにより負圧蓄圧タ
ンクの圧力が上昇し、医療ポンプ（60L）の駆動圧力室
の圧力の立下りが速くなる。すなわち、負荷の増大ある
いは負圧蓄圧タンクの容量が少いことによって出力圧の
立下りがなまる場合、自動的にこれを補償するように負
圧制御の目標値（Psn2）が大きく変更される。したがっ
て、負圧蓄圧タンクの容量が比較的に小さい場合であっ
ても、所望の鋭い立下り特性が実現する。また、医療ポ
ンプや駆動ホースが大きく変わっても、負圧制御の目標
値（Psn2）をオペレータが変更する必要はない。
上記（４）項の医療ポンプ駆動装置によれば、圧力制
御手段（100）が、切換弁手段（52,55）が接続手段（5
0,2a）に負圧から正圧を切換印加する直前の前記駆動圧
力検出手段（PS3）で検出される駆動圧力（Pmin）に対
応してその絶対値が高いと前記負圧制御の目標値（Ps
n2）の絶対値を小さくするので、負荷が軽減したとき目
標値（Psn2）の絶対値が自動的に小さくなり、蓄圧タン
ク（AC2）の負圧の絶対値が下げられ、医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室への過大な負圧の印加が自動的に回避
される。このように、医療ポンプ（60L）への供給圧の
立下りを鋭くするための目標値（Psn2）の絶対値の増大
と、出力圧切換直前の出力圧検出値に応じた目標値（Ps
n2）の絶対値の減少とを圧力制御手段（100）が自動的
に行なうので、負圧蓄圧タンクの容量が比較的に小さい
場合であっても出力圧が鋭い立下りを示すばかりでな
く、医療ポンプや駆動ホースが大きく変わった場合のみ
ならず小さく変わった場合にも、負圧制御の目標値（Ps
n2）をオペレータが変更する必要はない。
御手段（100）が、切換弁手段（52,55）が接続手段（5
0,2a）に負圧から正圧を切換印加する直前の前記駆動圧
力検出手段（PS3）で検出される駆動圧力（Pmin）に対
応してその絶対値が高いと前記負圧制御の目標値（Ps
n2）の絶対値を小さくするので、負荷が軽減したとき目
標値（Psn2）の絶対値が自動的に小さくなり、蓄圧タン
ク（AC2）の負圧の絶対値が下げられ、医療ポンプ（60
L）の駆動圧力室への過大な負圧の印加が自動的に回避
される。このように、医療ポンプ（60L）への供給圧の
立下りを鋭くするための目標値（Psn2）の絶対値の増大
と、出力圧切換直前の出力圧検出値に応じた目標値（Ps
n2）の絶対値の減少とを圧力制御手段（100）が自動的
に行なうので、負圧蓄圧タンクの容量が比較的に小さい
場合であっても出力圧が鋭い立下りを示すばかりでな
く、医療ポンプや駆動ホースが大きく変わった場合のみ
ならず小さく変わった場合にも、負圧制御の目標値（Ps
n2）をオペレータが変更する必要はない。
本発明の他の目的及び特性は、以下の、図面を参照し
た実施例説明により明らかになろう。
た実施例説明により明らかになろう。
第２図に、本発明を実施する一形式の人工心臓駆動装
置の機構部の構成を示す。60L,60Rが人工心臓である。
この種の人工心臓は、生体の心臓の補助して、又は一時
的な生体の心臓の代替として使用されるため、一般に補
助人工心臓と呼ばれている。この種の人工心臓は、可撓
性のサックによって血液室と駆動流体室とに区分され、
血液室の入口と出口には弁が設けられている。駆動流体
室に印加する圧力を脈動させることにより、サックが拍
動し、血液が血液室を介して、その入口から出口に向か
って送られる。人工心臓60L及び60Rの各駆動流体室に
は、それぞれ駆動チューブ2a及び2bが接続されている。
置の機構部の構成を示す。60L,60Rが人工心臓である。
この種の人工心臓は、生体の心臓の補助して、又は一時
的な生体の心臓の代替として使用されるため、一般に補
助人工心臓と呼ばれている。この種の人工心臓は、可撓
性のサックによって血液室と駆動流体室とに区分され、
血液室の入口と出口には弁が設けられている。駆動流体
室に印加する圧力を脈動させることにより、サックが拍
動し、血液が血液室を介して、その入口から出口に向か
って送られる。人工心臓60L及び60Rの各駆動流体室に
は、それぞれ駆動チューブ2a及び2bが接続されている。
この例では、人工心臓は空気圧によって駆動される。
また、この例では２つの人工心臓60L及び60Rを同時に駆
動できるように２組の空気圧制御機構ADUL及びADURが備
わっている。これら２つの機構ADUL,ADURは、互いに同
一の構成になっているので、一方のみについて説明す
る。
また、この例では２つの人工心臓60L及び60Rを同時に駆
動できるように２組の空気圧制御機構ADUL及びADURが備
わっている。これら２つの機構ADUL,ADURは、互いに同
一の構成になっているので、一方のみについて説明す
る。
空気圧制御機構ADULには、４つの電磁弁51,52,54及び55
が備わっている。電磁弁51及び52は蓄圧タンクAC1内に
配置され、電磁弁54及び55は蓄圧タンクAC2内に配置さ
れている。電磁弁51及び54は、それぞれ各蓄圧タンク内
の圧力調整に利用される。電磁弁51は、入力端にコンプ
レッサ71が接続され、他端が蓄圧タンクAC1内に開放さ
れている。電磁弁54は、入力端に真空ポンプ72が接続さ
れ、他端が蓄圧タンクAC2内に開放されている。
が備わっている。電磁弁51及び52は蓄圧タンクAC1内に
配置され、電磁弁54及び55は蓄圧タンクAC2内に配置さ
れている。電磁弁51及び54は、それぞれ各蓄圧タンク内
の圧力調整に利用される。電磁弁51は、入力端にコンプ
レッサ71が接続され、他端が蓄圧タンクAC1内に開放さ
れている。電磁弁54は、入力端に真空ポンプ72が接続さ
れ、他端が蓄圧タンクAC2内に開放されている。
電磁弁52及び55は、それぞれ、入力端が蓄圧タンクAC1
及びAC2内に開放されている。電磁弁52の出力端及び電
磁弁55の出力端は、パイプ50によって互いに接続されて
いる。このパイプ50は、人工心臓60Lのチューブ2aに接
続されている。
及びAC2内に開放されている。電磁弁52の出力端及び電
磁弁55の出力端は、パイプ50によって互いに接続されて
いる。このパイプ50は、人工心臓60Lのチューブ2aに接
続されている。
蓄圧タンクAC1及びAC2には、それぞれ、その内部の圧力
DPP及びDPNを検出するための圧力センサPS1及びPS2が設
けられている。また、パイプ50には、人工心臓に印加さ
れる駆動圧力DPDを検出するための圧力センサPS3が設け
られている。
DPP及びDPNを検出するための圧力センサPS1及びPS2が設
けられている。また、パイプ50には、人工心臓に印加さ
れる駆動圧力DPDを検出するための圧力センサPS3が設け
られている。
なお、空気圧制御機構ADURの出力端は、人工心臓60Rを
駆動するために、チューブ2bに接続されている。
駆動するために、チューブ2bに接続されている。
第３図に、第２図の空気圧制御機構ADULを制御する回
路の構成を示す。なお、空気圧制御機構ADURもこれと同
一構成の別の制御回路によって制御される。
路の構成を示す。なお、空気圧制御機構ADURもこれと同
一構成の別の制御回路によって制御される。
第３図を参照すると、この回路には、マイクロコンピュ
ータ100が備わっている。マイクロコンピュータ100のI/
Oポートには、A/D変換器110,操作ボード120及びドライ
バ130が接続されている。圧力センサPS1,PS2及びPS3
は、検出圧力に応じたアナログ電気信号を出力する。こ
れらの信号は、A/D変換器110によってサンプリングさ
れ、デジタル信号に変換されてマイクロコンピュータ10
0に印加される。
ータ100が備わっている。マイクロコンピュータ100のI/
Oポートには、A/D変換器110,操作ボード120及びドライ
バ130が接続されている。圧力センサPS1,PS2及びPS3
は、検出圧力に応じたアナログ電気信号を出力する。こ
れらの信号は、A/D変換器110によってサンプリングさ
れ、デジタル信号に変換されてマイクロコンピュータ10
0に印加される。
操作ボード120には、図示しないが、各種駆動パラメー
タの調整を指示する多数のキースイッチと、その時の各
パラメータの値を表示する様々な表示器が備わってい
る。調整可能なパラメータとしては、人工心臓に印加す
る駆動流体（空気）の正圧，負圧，正圧を印加する期
間，負圧を印加する期間及び拍動周期が含まれている。
また、この例では、人工心臓に正圧を印加するタイミン
グと負圧を印加するタイミングとを内部で生成するか、
又は外部から印加される同期信号に同期させるかを切換
え可能になっている。
タの調整を指示する多数のキースイッチと、その時の各
パラメータの値を表示する様々な表示器が備わってい
る。調整可能なパラメータとしては、人工心臓に印加す
る駆動流体（空気）の正圧，負圧，正圧を印加する期
間，負圧を印加する期間及び拍動周期が含まれている。
また、この例では、人工心臓に正圧を印加するタイミン
グと負圧を印加するタイミングとを内部で生成するか、
又は外部から印加される同期信号に同期させるかを切換
え可能になっている。
４つの電磁弁51,52,54及び55は、ドライバ130を介し
て、マイクロコンピュータ100の出力ポートに接続され
ている。
て、マイクロコンピュータ100の出力ポートに接続され
ている。
第4a図，第4b図及び第4c図に、第３図のマイクロコン
ピュータ100の動作の概略を示す。以下、マイクロコン
ピュータ100の動作について説明する。
ピュータ100の動作の概略を示す。以下、マイクロコン
ピュータ100の動作について説明する。
まず第4a図を参照する。電源がオンすると、まず初期化
を行なう。即ち、メモリの内容をクリアし、出力ポート
の状態をクリアし、内部メモリ上の各種パラメータに予
め定めた初期値を設定する。正圧圧力制御系の目標圧力
は、基準圧力レジスタPsp1にストアされ、負圧圧力制御
系の目標圧力は基準圧力レジスタPsn1にストアされる。
基準圧力レジスタPsp1の内容は、電磁弁52が閉の時の正
圧制御の目標値として利用され、基準圧力レジスタPsn1
の内容は、電磁弁55が閉の時の負圧制御の目標値として
利用される。
を行なう。即ち、メモリの内容をクリアし、出力ポート
の状態をクリアし、内部メモリ上の各種パラメータに予
め定めた初期値を設定する。正圧圧力制御系の目標圧力
は、基準圧力レジスタPsp1にストアされ、負圧圧力制御
系の目標圧力は基準圧力レジスタPsn1にストアされる。
基準圧力レジスタPsp1の内容は、電磁弁52が閉の時の正
圧制御の目標値として利用され、基準圧力レジスタPsn1
の内容は、電磁弁55が閉の時の負圧制御の目標値として
利用される。
初期化が終了すると、ステップ２で基準圧力レジスタPs
p1及びPsn1の内容を、それぞれ補正圧力レジスタPsp2及
びPsn2にストアする。補正圧力レジスタPsp2の内容は、
電磁弁52が開の時の正圧制御の目標値として利用され、
補正圧力レジスタPsn2の内容は、電磁弁55が開の時の負
圧制御の目標値として利用される。
p1及びPsn1の内容を、それぞれ補正圧力レジスタPsp2及
びPsn2にストアする。補正圧力レジスタPsp2の内容は、
電磁弁52が開の時の正圧制御の目標値として利用され、
補正圧力レジスタPsn2の内容は、電磁弁55が開の時の負
圧制御の目標値として利用される。
ステップ３では、操作ボード120に備わった各種キース
イッチの入力操作の読取り及びその時の各種パラメータ
の設定値及び検出圧力の操作ボード120上への表示出力
処理を行なう。
イッチの入力操作の読取り及びその時の各種パラメータ
の設定値及び検出圧力の操作ボード120上への表示出力
処理を行なう。
操作ボード120の正圧の設定値更新（アップ又はダウ
ン）を指示するスイッチが操作された時には、ステップ
４から５に進み、基準圧力レジスタPsp1の内容を更新す
る。また、操作ボード120の負圧の設定値更新（アップ
又はダウン）を指示するスイッチが操作された時には、
ステップ６から７に進み、基準圧力レジスタPsn1の内容
を更新する。
ン）を指示するスイッチが操作された時には、ステップ
４から５に進み、基準圧力レジスタPsp1の内容を更新す
る。また、操作ボード120の負圧の設定値更新（アップ
又はダウン）を指示するスイッチが操作された時には、
ステップ６から７に進み、基準圧力レジスタPsn1の内容
を更新する。
また、外部同期信号を利用しない時には、ステップ８か
ら９に進む。操作ボード120の正圧印加期間，負圧印加
期間，拍動周期等のパラメータの更新を指示するスイッ
チが操作された場合には、ステップ10及び11を実行す
る。即ち、指示に応じてパラメータの更新を行ない、人
工心臓の拍動タイミング（正圧／負圧を切換えるタイミ
ング）を決定する内部タイマの値を設定する。
ら９に進む。操作ボード120の正圧印加期間，負圧印加
期間，拍動周期等のパラメータの更新を指示するスイッ
チが操作された場合には、ステップ10及び11を実行す
る。即ち、指示に応じてパラメータの更新を行ない、人
工心臓の拍動タイミング（正圧／負圧を切換えるタイミ
ング）を決定する内部タイマの値を設定する。
次に、第4b図を参照する。
ステップ21では、内部タイマもしくは外部同期信号を参
照して、人工心臓に印加する駆動圧力の負圧から正圧へ
の切換えタイミング、即ち第１図に示す時間t1，t3又は
t5かどうかを識別する。そのタイミングと一致する場合
には、ステップ22に進む。
照して、人工心臓に印加する駆動圧力の負圧から正圧へ
の切換えタイミング、即ち第１図に示す時間t1，t3又は
t5かどうかを識別する。そのタイミングと一致する場合
には、ステップ22に進む。
ステツプ22では、圧力センサPS3が出力する圧力信号DPD
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を最小圧力（負圧最大値）Pminとする。ステップ23で
は、検出した最小圧力Pminが適正か否かを判定する。
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を最小圧力（負圧最大値）Pminとする。ステップ23で
は、検出した最小圧力Pminが適正か否かを判定する。
即ち、Pmin＜Psn1−10mmHgなら圧力が小さすぎる（負圧
が大きすぎる）ものとみなしてステップ24及び25を実行
し、補正圧力レジスタPsn2の内容を更新し、そうでなけ
ればレジスタPsn2の内容はそのままにする。
が大きすぎる）ものとみなしてステップ24及び25を実行
し、補正圧力レジスタPsn2の内容を更新し、そうでなけ
ればレジスタPsn2の内容はそのままにする。
ステップ26では、電磁弁52を開き、電磁弁55を閉じ、カ
ウンタTM1をクリアする。これにより、人工心臓に印加
される圧力は、負圧から正圧に切換わる。なお、カウン
タTM1は、微小時間を経過する毎にカウントアップされ
るので、負圧から正圧に切換わってからの経過時間を計
時する。
ウンタTM1をクリアする。これにより、人工心臓に印加
される圧力は、負圧から正圧に切換わる。なお、カウン
タTM1は、微小時間を経過する毎にカウントアップされ
るので、負圧から正圧に切換わってからの経過時間を計
時する。
ステップ27からステップ31までの処理では、駆動圧力DP
Dの負圧から正圧への立上り特性の測定とその結果に応
じた補正圧力レジスタPsp2の内容の更新を行なう。即
ち、ステップ27ではカウンタTM1の内容を参照し、予め
定めた時間Δtuと比較する。両者が一致する時は、即
ち、第１図に示すt1＋Δtu,t3＋Δtu又はt5＋Δtuの各
タイミングなら、ステップ28に進む。
Dの負圧から正圧への立上り特性の測定とその結果に応
じた補正圧力レジスタPsp2の内容の更新を行なう。即
ち、ステップ27ではカウンタTM1の内容を参照し、予め
定めた時間Δtuと比較する。両者が一致する時は、即
ち、第１図に示すt1＋Δtu,t3＋Δtu又はt5＋Δtuの各
タイミングなら、ステップ28に進む。
ステップ28では、圧力センサPS3が出力する圧力信号DPD
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を測定正圧Pmpとする。ステップ29では、検出した測定
正圧Pmpを予め定めた参照値ΔPuと比較する。
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を測定正圧Pmpとする。ステップ29では、検出した測定
正圧Pmpを予め定めた参照値ΔPuと比較する。
そして、Pmp＜ΔPuなら圧力の立上りが遅すぎるものと
みなし、ステップ30に進む。ステップ30では、レジスタ
ｎの値をインクリメントし、ステップ31では、基準圧力
レジスタPsp1の内容とレジスタｎの値とに応じて補正圧
力レジスタPsp2の内容を更新する。従って、駆動圧力の
立上りが遅い場合には、基準圧力レジスタPsp1の内容が
一定であっても、補正圧力レジスタPsp2の内容が増大す
る。
みなし、ステップ30に進む。ステップ30では、レジスタ
ｎの値をインクリメントし、ステップ31では、基準圧力
レジスタPsp1の内容とレジスタｎの値とに応じて補正圧
力レジスタPsp2の内容を更新する。従って、駆動圧力の
立上りが遅い場合には、基準圧力レジスタPsp1の内容が
一定であっても、補正圧力レジスタPsp2の内容が増大す
る。
Pmp≧ΔPuなら、圧力の立上りは遅くないものとみな
し、補正圧力レジスタPsp2の内容更新は行なわない。
し、補正圧力レジスタPsp2の内容更新は行なわない。
ステップ32では、内部タイマもしくは外部同期信号を参
照して、人工心臓に印加する駆動圧力の正圧から負圧へ
の切換えタイミング、即ち第１図に示す時間t2，t4又は
t6かどうかを識別する。そのタイミングと一致する場合
には、ステップ33に進む。
照して、人工心臓に印加する駆動圧力の正圧から負圧へ
の切換えタイミング、即ち第１図に示す時間t2，t4又は
t6かどうかを識別する。そのタイミングと一致する場合
には、ステップ33に進む。
ステップ33では、圧力センサPS3が出力する圧力信号DPD
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を最大圧力Pmaxとする。ステップ34においては、検出し
た最大圧力Pmaxが適正か否かを判定する。
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を最大圧力Pmaxとする。ステップ34においては、検出し
た最大圧力Pmaxが適正か否かを判定する。
即ち、Pmax＞Psp1＋10mmHgなら圧力が大きすぎるものと
みなしてステップ35及び36を実行し、補正圧力レジスタ
Psp2の内容を更新する。つまり、Pmaxが大きくなりすぎ
ると、基準圧力レジスタPsp1の内容が一定であっても、
補正圧力レジスタPsp2の内容は減小する。
みなしてステップ35及び36を実行し、補正圧力レジスタ
Psp2の内容を更新する。つまり、Pmaxが大きくなりすぎ
ると、基準圧力レジスタPsp1の内容が一定であっても、
補正圧力レジスタPsp2の内容は減小する。
ステップ37では、電磁弁52を閉じ、電磁弁55を開き、カ
ウンタTM2をクリアする。これにより、人工心臓に印加
される圧力は、正圧から負圧に切換わる。なお、カウン
タTM2は、微小時間を経過する毎にカウントアップされ
るので、正圧から負圧に切換わってからの経過時間を計
時する。
ウンタTM2をクリアする。これにより、人工心臓に印加
される圧力は、正圧から負圧に切換わる。なお、カウン
タTM2は、微小時間を経過する毎にカウントアップされ
るので、正圧から負圧に切換わってからの経過時間を計
時する。
ステップ38からステップ42までの処理では、駆動圧力DP
Dの正圧から負圧への立下がり特性の測定と、その測定
結果に応じた補正圧力レジスタPsn2の内容の更新を行な
う。即ち、ステップ38ではカウンタTM2の内容を参照
し、予め定めた時間Δtdと比較する。両者が一致する時
には、即ち第１図に示すt2＋Δtd,t4＋Δtd又はt6＋Δt
dの各タイミングなら、ステップ39に進む。
Dの正圧から負圧への立下がり特性の測定と、その測定
結果に応じた補正圧力レジスタPsn2の内容の更新を行な
う。即ち、ステップ38ではカウンタTM2の内容を参照
し、予め定めた時間Δtdと比較する。両者が一致する時
には、即ち第１図に示すt2＋Δtd,t4＋Δtd又はt6＋Δt
dの各タイミングなら、ステップ39に進む。
ステップ39では、圧力センサPS3が出力する圧力信号DPD
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を測定負圧Pmnとする。ステップ40では、検出した測定
負圧Pmnを予め定めた参照値ΔPdと比較する。
をA/D変換器110を介してサンプリングし読取る。その値
を測定負圧Pmnとする。ステップ40では、検出した測定
負圧Pmnを予め定めた参照値ΔPdと比較する。
そして、Pmn＞ΔPdなら圧力の立下がりが遅すぎるもの
とみなし、ステップ41に進む。ステップ41では、レジス
タｎの値をインクリメントし、ステップ42では基準圧力
レジスタPsn1の内容とレジスタｎの値とに応じて、補正
圧力レジスタPsn2の内容を更新する。従って、駆動圧力
の立下がりが遅い場合には、基準圧力レジスタPsn1の内
容が一定であっても補正圧力レジスタPsn2の内容は（絶
対値が）増大する。
とみなし、ステップ41に進む。ステップ41では、レジス
タｎの値をインクリメントし、ステップ42では基準圧力
レジスタPsn1の内容とレジスタｎの値とに応じて、補正
圧力レジスタPsn2の内容を更新する。従って、駆動圧力
の立下がりが遅い場合には、基準圧力レジスタPsn1の内
容が一定であっても補正圧力レジスタPsn2の内容は（絶
対値が）増大する。
Pmn≦ΔPdなら、圧力の立下がりは遅くないものとみな
し、補正圧力レジスタPsn2の内容更新は行なわない。
し、補正圧力レジスタPsn2の内容更新は行なわない。
次に、第4c図を参照する。
第4c図に示す処理では、既に説明した処理で内容が設定
される基準圧力レジスタPsp1，Psn1，補正圧力レジスタ
Psp2及びPsn2の内容に応じて蓄圧タンクAC1及びAC2内の
圧力を調整する。
される基準圧力レジスタPsp1，Psn1，補正圧力レジスタ
Psp2及びPsn2の内容に応じて蓄圧タンクAC1及びAC2内の
圧力を調整する。
正圧制御、即ち蓄圧タンクAC1内の圧力制御は次のよう
に処理する。まず、電磁弁52の開閉状態を識別し、その
結果に応じて、参照する圧力設定値を選択する。即ち、
電磁弁52が開なら、基準圧力レジスタPsp1の内容を参照
し、電磁弁52が閉なら、補正圧力レジスタPsp2の内容を
参照する。従って、正圧系の圧力制御の目標値は、人工
心臓に負圧を印加する時には、正圧を印加する時よりも
大きくなる。
に処理する。まず、電磁弁52の開閉状態を識別し、その
結果に応じて、参照する圧力設定値を選択する。即ち、
電磁弁52が開なら、基準圧力レジスタPsp1の内容を参照
し、電磁弁52が閉なら、補正圧力レジスタPsp2の内容を
参照する。従って、正圧系の圧力制御の目標値は、人工
心臓に負圧を印加する時には、正圧を印加する時よりも
大きくなる。
電磁弁52が開の場合、圧力センサPS1が出力する検出圧
力DPPをPsp1の内容と比較し、DPP≧Psp1なら電磁弁51を
閉じ、そうでなければ電磁弁51を開く。また、電磁弁52
が閉の場合、圧力センサPS1が出力する検出圧力DPPをPs
p2の内容と比較し、DPP≧Psp2なら電磁弁51を閉じ、そ
うでなければ電磁弁51を開く。
力DPPをPsp1の内容と比較し、DPP≧Psp1なら電磁弁51を
閉じ、そうでなければ電磁弁51を開く。また、電磁弁52
が閉の場合、圧力センサPS1が出力する検出圧力DPPをPs
p2の内容と比較し、DPP≧Psp2なら電磁弁51を閉じ、そ
うでなければ電磁弁51を開く。
負圧制御、即ち蓄圧タンクAC2内の圧力制御は次のよう
に処理する。まず、電磁弁55の開閉状態を識別し、その
結果に応じて、参照する圧力設定値を選択する。即ち、
電磁弁55が開なら、基準圧力レジスタPsn1の内容を参照
し、電磁弁55が閉なら、補正圧力レジスタPsn2の内容を
参照する。従って、負圧系の圧力制御の目標値は、人工
心臓に正圧を印加する時には、負圧を印加する時よりも
大きくなる。
に処理する。まず、電磁弁55の開閉状態を識別し、その
結果に応じて、参照する圧力設定値を選択する。即ち、
電磁弁55が開なら、基準圧力レジスタPsn1の内容を参照
し、電磁弁55が閉なら、補正圧力レジスタPsn2の内容を
参照する。従って、負圧系の圧力制御の目標値は、人工
心臓に正圧を印加する時には、負圧を印加する時よりも
大きくなる。
電磁弁55が開の場合、圧力センサPS2が出力する検出圧
力DPNをPsn1の内容と比較し、DPN≦Psn1なら電磁弁54を
閉じ、そうでなければ電磁弁54を開く。また、電磁弁55
が閉の場合、圧力センサPS2が出力する検出圧力DPNをPs
n2の内容と比較し、DPP≦Psn2なら電磁弁54を閉じ、そ
うでなければ電磁弁54を開く。
力DPNをPsn1の内容と比較し、DPN≦Psn1なら電磁弁54を
閉じ、そうでなければ電磁弁54を開く。また、電磁弁55
が閉の場合、圧力センサPS2が出力する検出圧力DPNをPs
n2の内容と比較し、DPP≦Psn2なら電磁弁54を閉じ、そ
うでなければ電磁弁54を開く。
上述の処理（ステップ３以降）は、短い周期で繰り返し
実行され、それによって蓄圧タンクAC1内の圧力はPsp1
又はPsp2で定まる圧力に常時維持され、蓄圧タンクAC2
内の圧力はPsn1又はPsn2で定まる圧力に常時維持され、
人工心臓60Lの駆動圧力室には、適正な正圧と負圧とが
交互に印加される。
実行され、それによって蓄圧タンクAC1内の圧力はPsp1
又はPsp2で定まる圧力に常時維持され、蓄圧タンクAC2
内の圧力はPsn1又はPsn2で定まる圧力に常時維持され、
人工心臓60Lの駆動圧力室には、適正な正圧と負圧とが
交互に印加される。
実際には、初期状態で、補正圧力レジスタPsp2及びPsn2
の内容が基準圧力レジスタPsp1及びPsn1の内容と同一に
設定される（ステップ２参照）ので、その直後は、各種
パラメータに第１図に示すような変化が現われる。即
ち、最初は電磁弁52を開いた時の蓄圧タンクAC1内の圧
力低下（DPP）及び電磁弁55を開いた時の蓄圧タンクAC2
内の圧力低下（DPN）によって、駆動圧力DPDの変化は、
立上がり及び立下がりのゆっくりした、なまった波形に
なる。しかし、時間の経過とともに、Psp2及びPsn2（の
絶対値）が増大し、電磁弁52を開く時の蓄圧タンクAC1
の圧力供給能力及び電磁弁55を開く時の蓄圧タンクAC2
の圧力供給能力が向上するので、駆動圧力DPDの変化
は、立上がり及び立下がりが鋭くなり、方形波状の波形
に近づく。この種の波形による人工心臓の駆動状態は、
生体の心臓の動きに似ており、非常に好ましい。
の内容が基準圧力レジスタPsp1及びPsn1の内容と同一に
設定される（ステップ２参照）ので、その直後は、各種
パラメータに第１図に示すような変化が現われる。即
ち、最初は電磁弁52を開いた時の蓄圧タンクAC1内の圧
力低下（DPP）及び電磁弁55を開いた時の蓄圧タンクAC2
内の圧力低下（DPN）によって、駆動圧力DPDの変化は、
立上がり及び立下がりのゆっくりした、なまった波形に
なる。しかし、時間の経過とともに、Psp2及びPsn2（の
絶対値）が増大し、電磁弁52を開く時の蓄圧タンクAC1
の圧力供給能力及び電磁弁55を開く時の蓄圧タンクAC2
の圧力供給能力が向上するので、駆動圧力DPDの変化
は、立上がり及び立下がりが鋭くなり、方形波状の波形
に近づく。この種の波形による人工心臓の駆動状態は、
生体の心臓の動きに似ており、非常に好ましい。
なお、補正圧力レジスタPsp2及びPsn2の値が大きくなり
すぎると、人工心臓に印加される圧力が設定した目標圧
力（Psp2，Psn2の内容）よりも大きくなる恐れがある
が、この実施例では、最大圧力Pmax及び最小圧力Pminの
値をそれぞれPsp2及びPsn2の値にフィードバックしてい
るので、駆動圧力DPDの変化は、常に最も好ましい波形
に維持される。
すぎると、人工心臓に印加される圧力が設定した目標圧
力（Psp2，Psn2の内容）よりも大きくなる恐れがある
が、この実施例では、最大圧力Pmax及び最小圧力Pminの
値をそれぞれPsp2及びPsn2の値にフィードバックしてい
るので、駆動圧力DPDの変化は、常に最も好ましい波形
に維持される。
上記実施例においては、人工心臓を空気圧で直接駆動
する場合を説明したが、駆動系を流体アイソレータで区
分して、ヘリウムなどの生体に安全な流体で人工心臓を
駆動するように構成を変形してもよい。また、この例で
は正圧源と負圧源とを各々独立したコンプレッサ及び真
空ポンプで構成したが、例えば特開昭61−129500号に示
されるような構成にすれば、１つのコンプレッサで正圧
源と負圧源の両方を構成しうる。
する場合を説明したが、駆動系を流体アイソレータで区
分して、ヘリウムなどの生体に安全な流体で人工心臓を
駆動するように構成を変形してもよい。また、この例で
は正圧源と負圧源とを各々独立したコンプレッサ及び真
空ポンプで構成したが、例えば特開昭61−129500号に示
されるような構成にすれば、１つのコンプレッサで正圧
源と負圧源の両方を構成しうる。
［効果］ 以上のとおり、本発明によれば、医療ポンプに印加す
る正圧と負圧とを切換える際に圧力制御系に急激に大き
な負荷がかかっても、比較的大型の蓄圧タンクを用いる
ことなく、駆動装置が発生する圧力の低下を補償し、駆
動圧力の立上り及び立下がりを生体の心臓と同様に、鋭
くすることができる。しかも、検出した圧力波形の立上
り及び立下がり特性に応じて圧力の補償量が自動的に調
整されるので、例えば人工心臓や駆動ホースの大きさの
変更に伴なって負荷の大きさが変化する場合であって
も、設定圧力（補正圧力）の調整は不要である。
る正圧と負圧とを切換える際に圧力制御系に急激に大き
な負荷がかかっても、比較的大型の蓄圧タンクを用いる
ことなく、駆動装置が発生する圧力の低下を補償し、駆
動圧力の立上り及び立下がりを生体の心臓と同様に、鋭
くすることができる。しかも、検出した圧力波形の立上
り及び立下がり特性に応じて圧力の補償量が自動的に調
整されるので、例えば人工心臓や駆動ホースの大きさの
変更に伴なって負荷の大きさが変化する場合であって
も、設定圧力（補正圧力）の調整は不要である。
第１図は、第２図に示す装置の電磁弁及び検出圧力の変
化を示すタイムチャートである。 第２図は、一実施例の人工心臓及びその駆動装置の機構
部の構成概略を示すブロック図である。 第３図は、第２図の空気圧制御機構ADULを制御する電気
回路の構成を示すブロック図である。 第4a図，第4b図及び第4c図は、第３図のマイクロコンピ
ュータ100の動作の概略を示すフローチャートである。 2a,2b:チューブ 50:パイプ（接続手段） 51:電磁弁（正圧調整弁手段） 52,55:電磁弁（切換弁手段） 54:電磁弁（負圧調整弁手段） 60L,60R:人工心臓（医療ポンプ） 71:コンプレッサ（正圧源） 72:真空ポンプ（負圧源） 100:マイクロコンピュータ（圧力制御手段） 110:A/D変換器 120:操作ボード AC1,AC2:蓄圧タンク PS1:圧力センサ（正圧検出手段） PS2:圧力センサ（負圧検出手段） PS3:圧力センサ（駆動圧力検出手段） ADUL,ADUR:空気圧制御機構
化を示すタイムチャートである。 第２図は、一実施例の人工心臓及びその駆動装置の機構
部の構成概略を示すブロック図である。 第３図は、第２図の空気圧制御機構ADULを制御する電気
回路の構成を示すブロック図である。 第4a図，第4b図及び第4c図は、第３図のマイクロコンピ
ュータ100の動作の概略を示すフローチャートである。 2a,2b:チューブ 50:パイプ（接続手段） 51:電磁弁（正圧調整弁手段） 52,55:電磁弁（切換弁手段） 54:電磁弁（負圧調整弁手段） 60L,60R:人工心臓（医療ポンプ） 71:コンプレッサ（正圧源） 72:真空ポンプ（負圧源） 100:マイクロコンピュータ（圧力制御手段） 110:A/D変換器 120:操作ボード AC1,AC2:蓄圧タンク PS1:圧力センサ（正圧検出手段） PS2:圧力センサ（負圧検出手段） PS3:圧力センサ（駆動圧力検出手段） ADUL,ADUR:空気圧制御機構
Claims (4)
- 【請求項１】正圧源，正圧蓄圧タンク，入力端が正圧源
の出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タンクの内空間に
開放された正圧調整弁手段，負圧源，負圧蓄圧タンク，
入力端が負圧源の出力端に接続され出力端が負圧蓄圧タ
ンクの内空間に開放された負圧調整弁手段，医療ポンプ
の駆動圧力室に接続された流路を有する接続手段，前記
正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を選
択的に前記接続手段に印加する切換弁手段、及び、前記
切換弁手段を介して前記接続手段に前記正圧蓄圧タンク
内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を交互に印加する制
御手段を備える医療ポンプ駆動装置において： 前記正圧蓄圧タンク内の圧力を検出する正圧検出手段； 前記負圧蓄圧タンク内の圧力を検出する負圧検出手段； 前記切換弁手段の出力端と医療ポンプの駆動圧力室との
間の流路の圧力を検出する駆動圧力検出手段；及び、 前記正圧調整弁手段及び負圧調整弁手段をそれぞれ正圧
検出手段及び負圧検出手段の検出圧力が、正圧制御及び
負圧制御の目標値に合致するように開閉制御するととも
に、前記駆動圧力検出手段で検出される駆動圧力の立上
りを測定し立上りが遅いと正圧制御の目標値を大きくす
る圧力制御手段； を備える医療ポンプ駆動装置。 - 【請求項２】前記圧力制御手段は、前記切換弁手段が前
記接続手段に正圧から負圧を切換印加する直前の前記駆
動圧力検出手段で検出される駆動圧力に対応してそれが
高いと前記正圧制御の目標値を小さくする、前記特許請
求の範囲第（１）項記載の医療ポンプ駆動装置。 - 【請求項３】正圧源，正圧蓄圧タンク，入力端が正圧源
の出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タンクの内空間に
開放された正圧調整弁手段，負圧源，負圧蓄圧タンク，
入力端が負圧源の出力端に接続され出力端が負圧蓄圧タ
ンクの内空間に開放された負圧調整弁手段，医療ポンプ
の駆動圧力室に接続された流路を有する接続手段，前記
正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を選
択的に前記接続手段に印加する切換弁手段、及び、前記
切換弁手段を介して前記接続手段に前記正圧蓄圧タンク
内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力を交互に印加する制
御手段を備える医療ポンプ駆動装置において： 前記正圧蓄圧タンク内の圧力を検出する正圧検出手段； 前記負圧蓄圧タンク内の圧力を検出する負圧検出手段； 前記切換弁手段の出力端と医療ポンプの駆動圧力室との
間の流路の圧力を検出する駆動圧力検出手段；及び、 前記正圧調整弁手段及び負圧調整弁手段をそれぞれ正圧
検出手段及び負圧検出手段の検出圧力が、正圧制御及び
負圧制御の目標値に合致するように開閉制御するととも
に、前記駆動圧力検出手段で検出される駆動圧力の立下
りを測定し立下りが遅いと負圧制御の目標値の絶対値を
大きくする圧力制御手段； を備える医療ポンプ駆動装置。 - 【請求項４】前記圧力制御手段は、前記切換弁手段が前
記接続手段に負圧から正圧を切換印加する直前の前記駆
動圧力検出手段で検出される駆動圧力に対応してその絶
対値が高いと前記負圧制御の目標値の絶対値を小さくす
る、前記特許請求の範囲第（３）項記載の医療ポンプ駆
動装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63062934A JP2655670B2 (ja) | 1988-03-16 | 1988-03-16 | 医療ポンプ駆動装置 |
| US07/325,611 US4969866A (en) | 1988-03-16 | 1989-03-16 | Apparatus for driving a medical appliance |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63062934A JP2655670B2 (ja) | 1988-03-16 | 1988-03-16 | 医療ポンプ駆動装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01236060A JPH01236060A (ja) | 1989-09-20 |
| JP2655670B2 true JP2655670B2 (ja) | 1997-09-24 |
Family
ID=13214617
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63062934A Expired - Lifetime JP2655670B2 (ja) | 1988-03-16 | 1988-03-16 | 医療ポンプ駆動装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4969866A (ja) |
| JP (1) | JP2655670B2 (ja) |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9404321D0 (en) * | 1994-03-04 | 1994-04-20 | Thoratec Lab Corp | Driver and method for driving pneumatic ventricular assist devices |
| WO1997018843A1 (fr) * | 1995-11-21 | 1997-05-29 | Nippon Zeon Co., Ltd. | Dispositif de commande pour appareils medicaux |
| US5817001A (en) * | 1997-05-27 | 1998-10-06 | Datascope Investment Corp. | Method and apparatus for driving an intra-aortic balloon pump |
| US7074176B2 (en) * | 2003-05-15 | 2006-07-11 | Innovamedica S.A. De C.V. | Air-pressure powered driver for pneumatic ventricular assist devices |
| US8197231B2 (en) | 2005-07-13 | 2012-06-12 | Purity Solutions Llc | Diaphragm pump and related methods |
| US8070668B2 (en) * | 2006-01-20 | 2011-12-06 | L-Vad Technology | Controlled inflation of a pneumatic L-VAD |
| US9610392B2 (en) | 2012-06-08 | 2017-04-04 | Fresenius Medical Care Holdings, Inc. | Medical fluid cassettes and related systems and methods |
| US20180153424A1 (en) * | 2015-05-20 | 2018-06-07 | Thd S.P.A. | A circuit for feeding a fluid to an inflatable chamber |
| US11946466B2 (en) * | 2016-10-27 | 2024-04-02 | Baxter International Inc. | Medical fluid therapy machine including pneumatic pump box and accumulators therefore |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3266487A (en) * | 1963-06-04 | 1966-08-16 | Sundstrand Corp | Heart pump augmentation system and apparatus |
| FR2524318B1 (fr) * | 1982-03-30 | 1986-09-26 | Aisin Seiki | Appareil pour commander un coeur artificiel |
| JPS6211461A (ja) * | 1985-07-08 | 1987-01-20 | アイシン精機株式会社 | 血液ポンプ駆動装置 |
| JPS62224361A (ja) * | 1986-03-26 | 1987-10-02 | アイシン精機株式会社 | 血液ポンプ駆動装置 |
| JPS6357058A (ja) * | 1986-08-27 | 1988-03-11 | アイシン精機株式会社 | 血液ポンプの駆動装置 |
-
1988
- 1988-03-16 JP JP63062934A patent/JP2655670B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1989
- 1989-03-16 US US07/325,611 patent/US4969866A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01236060A (ja) | 1989-09-20 |
| US4969866A (en) | 1990-11-13 |
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