JP2726260B2 - 医療機器駆動装置 - Google Patents
医療機器駆動装置Info
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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、補助人工心臓や大動脈内バルーンポンプ等
の医療機器を膨張・収縮させる医療機器駆動装置に関
し、特に指定されたパラメータに応じて規則的に流体圧
を変化させる流体駆動装置に関する。 （従来の技術） 補助人工心臓は、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重要である。人工
心臓は一般に空気等の流体から所定の圧力を受けて駆動
される。このため、人工心臓の膨張および収縮の速度を
早めることが要求されている。このためには、人工心臓
に供給される圧力の立ち上がりおよび立ち下がりを急峻
なものとすることが望ましい。そこで、アキユームレー
タを用いることにより、圧力の変動を防止するものがあ
る。ところが、膨張から収縮あるいはその逆に切り替わ
る際にアキユームレータに生ずる圧力上昇あるいは低下
を吸収するためには、アキユームレータの容量をかなり
大きくする必要がある。このため、駆動装置の小型化が
困難なものであった。 そこで、圧力調整弁と並列に電磁弁を配設し、この電
磁弁を所定のタイミングで開閉制御することにより、コ
ンプレツサまたは負圧ポンプの圧力源の圧力を直接供給
することで、立ち上がりを補償するものがある。例え
ば、特開昭59−206698号あるいは特開昭60−106462号に
示されたものは、人工心臓に正圧または負圧が供給され
る際に、電磁弁によりコンプレツサの正圧または真空ポ
ンプの負圧を所定時間、直接供給して立ち上がりまたは
立ち下がりを補償するものである。 （発明が解決しようとする問題点） これらの駆動装置によれば、立ち上がりについては正
圧源の正圧を直接供給することにより解決された。しか
し、立ち下がりについては負圧源の負圧を直接供給する
ことで、立ち下がり時間は短くなるが、負圧源の負荷が
大きくなり、負圧設定値にたいして圧力の追従性が悪い
ものであつた。 本発明は立ち下がりを急峻にするとともに、負圧源の
負荷を軽減させることを目的とする。 〔発明の構成〕 （問題点を解決するための手段） そこで、本発明では、正圧源、入力端が正圧源の出力
端に接続された第１の電磁弁、第１の電磁弁の出力端に
接続された第１のアキュムレータ、入力端が第１のアキ
ュムレータに接続された第２の電磁弁、第１のアキュム
レータの圧力を検出する第１の圧力検出手段、 負圧源、入力端が負圧源の出力端に接続された第３の
電磁弁、第３の電磁弁の出力端に接続された第２のアキ
ュムレータ、入力端が第２のアキュムレータに接続され
出力端が第２の電磁弁の出力端に接続された第４の電磁
弁、第２のアキュムレータの圧力を検出する第２の圧力
検出手段、 第２の電磁弁の出力端に接続され、印加圧力に応じて
所定範囲内で変移する膜を介して入力端を出力端とを分
離した器量機器駆動手段、 入力端が前記医療機器駆動手段の入力端に接続され、
出力端が大気に開放された第６の電磁弁、 前記第１及び第２の圧力検出手段の出力信号に応じて
前記第１および第３の電磁弁を制御し、所定タイミング
に基づいて前記医療機器駆動手段の入力端の圧力を正圧
とする正圧印加モード及び前記医療機器駆動手段の入力
端の圧力を負圧とする負圧印加モードを設定し、正圧印
加モード時に前記第２の電磁弁を開閉し、負圧印加モー
ド時に前記第４の電磁弁と前記第６の電磁弁を開閉する
電子制御手段とを備える。 即ち、入力端が医療機器駆動手段の入力端に接続さ
れ、出力端が大気に解放された電磁弁を備える。 （作用） これによれば、電子制御手段により医療機器駆動装置
の入力端の圧力を正圧とする正圧印加モード及び負圧と
する負圧印加モードが設定され、正圧印加モード時に第
２の電磁弁が開閉され、負圧印加モード時に第４及び第
６の電磁弁が開閉される。このため、負圧印加モード時
に第６の電磁弁より作動流体が大気に開放されるので、
負圧源に引き込まれる作動流体の流量が減少し、負圧減
にかかる負荷が軽減されるものである。 （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図に補助人工心臓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が補助人工心臓であ
る。流体駆動ユニツトFDUには２つの流体駆動出力端が
備わつている。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、リモート操作ボードREMが接続され
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。まず概略で説明すると、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AD
UR,ガス駆動機構GDULおよびGDUR,ヘリウムガスタンクHT
A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GDURの入力端は空気圧制御機構ADURの
出力端に接続されている。ガス駆動機構GDULおよびGDUR
の出力端は、それぞれ人工心臓60Lおよび60R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51,52,53,54,55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54,55
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5
4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71の出力
端に接続されており、電磁弁54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、電磁便56の入力端が大気に解放されてお
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おびPS2は、それぞれアキユームレータAC1およびA
C2内部の圧力を検出するための圧力センサである。空気
圧制御機構ADURの機構はADULと同一である。 次ぎにガス駆動機構GDULを説明する。この機構には、
電磁弁58,59,流体アイソレータAGA等が備わつている。
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の二次側に接続さている。電
磁弁58は入力端が流体アイソレータAGAの二次側に接続
され、出力端がアキユームレータAC2の内部に接続され
ている。ガス駆動機構GDURの構成は、GDULと同様であ
る。 第３図に、第１図に示す電子制御ユニツトECUの構成
を示す第３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COM3、リモコン用受信ユ
ニツトSRU,本体側操作ボードMOBおよび表示ユニツトDSP
Uでなつている。 制御ユニツトCOM1は、空気圧制御機構ADULおよびADUR
の圧力センサPS1およびPS2の出力信号を監視して、アキ
ユームレータAC1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54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の継続時間（systolic dulation）
（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およびGDURの
電磁弁58および59を制御する。GDULとGDURの制御は、圧
力センサPS3およびPS4の出力信号（PG1,PG2）を監視し
て行う。 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,CON2およびCON3に接続さ
れている。本体操作ボードMOBは、制御ユニツトCON1,CO
N2およびCON3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４図に、第３図の制御ユニツトCON1の詳細を示す。
第４図を参照して説明する。この制御ユニツトCOM1は、
マイクロコンピユータユニツトCPU1を中心として構成さ
れている。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J1は、バツフアBF1お
よびチヤタリング除去回路CH1を介して、CPU1の入力ポ
ートに接続さている。コネクタJ1に印加される信号は、
Ｒ側（右側）正圧UP,R側正圧DOWN,R側負圧UP,R側負圧DO
WN,L側（左側）正圧UP,L側正圧DOWN,L側負圧UP,L側負圧
DOWN等の圧力設定用指示信号である。 CPU1の４つの出力ポートに、バツフアZ15を介してそ
れぞれソリツドテートリレーSSR1,SSR2,SSR3およびSSR4
が接続されており、各々のソリツドステートリレーSSR1
〜SSR4の出力端が、電磁弁51（L,R）および54（L,R）に
接続されている。 Z16が、A/D（アナログ／デジタル）変換器である。こ
のA/D変換器Z16は、８つの入力チヤンネルを備えている
が、この実施例ではそのうちの４つを使用している。信
号RPP,RNP,LPPおよびLNPは、それぞれ右側正圧，右側負
圧，左側正圧および左側負圧を検出する圧力センサから
のものである。CPU1の表示用出力ポートは表示ドライバ
DDV1に接続されており、DDV1の出力端が表示ユニツトDS
PUに接続さている。 第５図に、第３図に制御ユニツトCON2の構成を示す。
第５図を参照して説明する。この制御ユニツトCON2は、
マイクロコンピユータユニツトCPU2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J8は、バツフアBF2およ
びチヤタリング除去回路CH2を介して、CPU2の入力ポー
トに接続されている。 コネクタJ8に印加される信号は、心拍数UP,心拍数DOW
N,R側デユーテイUP,R側デユーテイDOWN,L側デユーテイU
P,L側デユーテイDOWN等の設定指定信号である。CPU2の
８つの出力ポートに、バツフアZ15B,Z15Cを介して、そ
れぞれソリツドステートリレーSSR5〜SSR12が接続され
ている。ソリツドステートリレーSSR5〜SSR8は空気圧印
加用電磁弁52（L,R）および55（L,R）にそれぞれ接続さ
れており、SSR9〜SSR12は空気圧補償用電磁弁53（L,R）
および56（L,R）にそれぞれ接続されている。CPU2の表
示信号用出力ポートに表示ドライバDDV2が接続されてお
り、DDV2の出力端に表示ユニツトDSPUが接続されてい
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CPU1の概略動作を示す。第6a図がメインルーチンであ
り、第6b図は割り込み処理ルーチンである。第6a図およ
び第6b図を参照して説明する。 電源がオンとすると、まず出力ポートを初期レベルに
セツトし、読み書きメモリ（RAM）の内容をクリアし、
読み出し専用メモリ（ROM）の予め格納してあるデータ
を読み出してパラメータに初期値をセツトする。CPU1の
パラメータとしては、右側正圧目標値P1、右側負圧目標
値P2,左側正圧目標値P3,左側負圧目標値P4等があるが、
この実施例では、圧力P1,P2,P3およびP4の初期値を、そ
れぞれ＋30,−30,＋100および−50〔mmHg〕にセツトし
てある。 またこの処理の後、割り込みを許容する。この例では
内部タイムによつて割り込みが4msecの周期で周期的に
発生するようになつている。割り込み待ちをした後、圧
力データのサンプリングを行う。 サンプリングした圧力データをチエツクし、異常デー
タの有無を判別する。すなわち、検出圧力が目標値に対
して異常に異なる場合には異常とみなす。なお、この実
施例では圧力補償用の電磁弁53および56を設けており、
一時的に圧力が比較的大きくなる可能性があるが、複数
回のサンプリングを行つて各々の圧力データを平均化す
ることで、これをマスクするようにしている。 万一、異常が発生すると、異常データを数値コードデ
ータに変換し、このデータとの異常の発生した部分を示
す異常表示データを表示ユニツトDSPUに出力し、表示を
行う。 異常がなければ、読み書きメモリに格納してある過去
ｍ回の圧力データを平均化し、平均化したデータを数値
コードに変換し、そのコードデータを表示ユニツトDSPU
に送る。本体側操作ボードMOB又はリモート操作ボードR
EMでキー操作がある場合には、操作されたキーに応じ
て、右側正圧目標圧力P1,右側負圧目標圧力P2,左側正圧
目標圧力P3又は左側負圧目標圧力４の値を所定ステツプ
づつ更新する。ただし、上限と下限が設置してあり、そ
の範囲を越える圧力設定はできないようになつている。 第6b図の割り込み処理を説明する。まず右側人工心臓
駆動系の正圧RPPをチエツクする。所定圧P1よりも小さ
ければ、圧力調整弁51（Ｒ）を開にセツトし、それ以外
であれば圧力調整弁51（Ｒ）を閉にセツトする。次で右
側人工心臓駆動系の負圧RNPをチエツクする。RNPの値
（絶対値）がP2よりも小さいと圧力調整圧54（Ｐ）を開
にセツトし、そうでなければ圧力調整弁54（Ｒ）を閉に
セツトする。続いて左側の正圧LPPおよび負圧LNPを、そ
れぞれP3およびP4と比較して、圧力調整弁51（Ｌ）およ
び54（Ｌ）を開又は閉にセツトする。すなわち、この実
施例では目標圧力よりも検出圧力（絶対値）が小さくな
る場合のみ圧力調整弁51又は54を開くようになつてい
る。 マイクロコンピュータユニツトCPU2の概略動作を、第
7a図および第7b図に示す。第7a図がメインルーチンであ
り、第7b図が割り込み処理ルーチンである。第7a図およ
び第7b図を参照して説明する。 電源がオンすると、マイクロコンピユータユニツトCP
U2は、出力ポートを初期レベルにセツトし、読み書きメ
モリ（RAM）の内容をクリアし、読み出し専用モメリ（R
OM）に予め格納されている値を読み出してパラメータに
初期値をセツトする。CPU2のパラメータとしては、心拍
数PR,左側人工心臓のデユーテイDL,右側人工心臓のデユ
ーテイDR等があるが、この例では初期値は、PRが100bp
m,DLが45％（継続時間270ms）,DRが55％（継続時間330m
s）にそれぞれ設定してある。 次いで、同期モードが非同期モードかを判定して、非
同期モードであれば内部周期パラメータｒ（心拍数の逆
数）をもとに、PR値を計算する。同期モードの場合は、
心電図，血圧波形等の同期信号波形の認識を行い、心拍
の周期，周期の平均αを計算しメモリにストアする。あ
た、所定のａ拍前の周期の平均値をメモリよりロードし
てこれをβに代入する。そして、現在の周期の平均αが
所定の下限値ｂと上限値ｃの間にあるかどうかの判定を
行い、該範囲内になければβをγに代入して、非同期モ
ードと同様にしてPR値の計算を行う。αが範囲内にあれ
ば、このαを基にしてPR値を計算する。 ここで、下限値ｂおよび上限値ｃの値は心拍数に換算
して、約150bpmおよび約30bpmに設定してある。 キー入力があれば、入力キーの種別を判別し、パラメ
ータ変換希望値の上限値，下限値との比較，演算を行
い、変更したパラメータと関連のあるパラメータの演算
処理を行う。これらの処理は、各種サブルーチンを実行
しながら行う。 割り込み処理を説明する。カウンタCORおよびCOLの値
は、割り込み処理を行う度にPR（心拍数によつて定まる
時間のパラメータ）になると、それぞれカウント値が０
にクリアされる。カウンタCORの値が０になると、弁52
（Ｒ）,53（Ｒ）および55（Ｒ）をそれぞれ開，開およ
び閉（正圧印加モード）にセツトする。第３の圧力検出
手段PS3の出力信号PG1が所定値Ref1（正圧補償電磁弁53
の開状態を規制する値）になると、電磁弁53（Ｒ）を閉
にセツトする。カウンタCORの値がデユーテイパラメー
タの値DRになると、弁53（Ｒ）,56（Ｒ）および52
（Ｒ）をそれぞれ開，閉および閉（負圧印加モード）に
セットする。第３の圧力検出手段PS3の出力信号PG1が所
定値Ref2（負圧補償用電磁弁56の開状態を規制する値）
になると、電磁弁56（Ｒ）を閉にセツトする。この処理
の後、カウンタCORがカウントアツプされる。 同様に、カウンタCOLの値が０になると、弁52（Ｌ）,
53（Ｌ）および55（Ｌ）をそれぞれ開，閉よび閉（正圧
印加モード）にセツトし、第３の圧力検出手段PS3の出
力信号PG1が所定値Ref1（正圧補償電磁弁53の開状態を
規制する値）になると、電磁弁53（Ｌ）を閉にセツト
し、COLの値がデユーテイパラメータの値DLになると、
弁55（Ｌ）,56（Ｌ）および52（Ｌ）をそれぞれ開，開
おび閉（負圧印加モード）にセツトし、第３の圧力検出
手段PS3の出力信号PG1が所定値Ref2（負圧補償用電磁弁
56の開状態を規制する値）になると、電磁弁56（Ｌ）を
閉にセツトしてCOLをカウントアツプする。 ここで、電磁弁53および56の閉を決める所定値Ref1お
よびRef2は以下のようにして決めまる。 １）負圧から正圧へ切り替わる際 Ref1＝設定値＋（設定値）/2−80 または、 Ref1＝設定値 ２）正圧から負圧へ切り替わる際 Ref2＝大気圧＋４（mmHg） つまり、第87に示すように、設定値が高い場合には基
準値Ref1を低くし、逆に設定値が高い場合はこの設定値
まで高圧を印加している。これは、設定圧力が低い程、
コンプレツサより直接印加される圧力の影響を大きく作
用するためである。 以上により、第９図に示すように電磁弁52,53,55およ
び56が作動する。負圧から正圧への切換の後、一次的に
電磁弁53を開き、正圧から負圧への切換の後、一時的に
電磁弁56を開くように制御しているので、圧力の立ち上
がりおよび立ち下がりが急峻になり、圧力波形は方形波
になる。 〔効果〕 本発明によれば、正圧から負圧に切り替わる際に医療
機器駆動手段の入力端側に蓄積されている正圧を大気に
開放することができる。このため、負圧の立ち下がり時
に負圧源に引き込まれる作動流体の流量が減少し、負圧
源にかかる負荷を軽減することができる。
の医療機器を膨張・収縮させる医療機器駆動装置に関
し、特に指定されたパラメータに応じて規則的に流体圧
を変化させる流体駆動装置に関する。 （従来の技術） 補助人工心臓は、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重要である。人工
心臓は一般に空気等の流体から所定の圧力を受けて駆動
される。このため、人工心臓の膨張および収縮の速度を
早めることが要求されている。このためには、人工心臓
に供給される圧力の立ち上がりおよび立ち下がりを急峻
なものとすることが望ましい。そこで、アキユームレー
タを用いることにより、圧力の変動を防止するものがあ
る。ところが、膨張から収縮あるいはその逆に切り替わ
る際にアキユームレータに生ずる圧力上昇あるいは低下
を吸収するためには、アキユームレータの容量をかなり
大きくする必要がある。このため、駆動装置の小型化が
困難なものであった。 そこで、圧力調整弁と並列に電磁弁を配設し、この電
磁弁を所定のタイミングで開閉制御することにより、コ
ンプレツサまたは負圧ポンプの圧力源の圧力を直接供給
することで、立ち上がりを補償するものがある。例え
ば、特開昭59−206698号あるいは特開昭60−106462号に
示されたものは、人工心臓に正圧または負圧が供給され
る際に、電磁弁によりコンプレツサの正圧または真空ポ
ンプの負圧を所定時間、直接供給して立ち上がりまたは
立ち下がりを補償するものである。 （発明が解決しようとする問題点） これらの駆動装置によれば、立ち上がりについては正
圧源の正圧を直接供給することにより解決された。しか
し、立ち下がりについては負圧源の負圧を直接供給する
ことで、立ち下がり時間は短くなるが、負圧源の負荷が
大きくなり、負圧設定値にたいして圧力の追従性が悪い
ものであつた。 本発明は立ち下がりを急峻にするとともに、負圧源の
負荷を軽減させることを目的とする。 〔発明の構成〕 （問題点を解決するための手段） そこで、本発明では、正圧源、入力端が正圧源の出力
端に接続された第１の電磁弁、第１の電磁弁の出力端に
接続された第１のアキュムレータ、入力端が第１のアキ
ュムレータに接続された第２の電磁弁、第１のアキュム
レータの圧力を検出する第１の圧力検出手段、 負圧源、入力端が負圧源の出力端に接続された第３の
電磁弁、第３の電磁弁の出力端に接続された第２のアキ
ュムレータ、入力端が第２のアキュムレータに接続され
出力端が第２の電磁弁の出力端に接続された第４の電磁
弁、第２のアキュムレータの圧力を検出する第２の圧力
検出手段、 第２の電磁弁の出力端に接続され、印加圧力に応じて
所定範囲内で変移する膜を介して入力端を出力端とを分
離した器量機器駆動手段、 入力端が前記医療機器駆動手段の入力端に接続され、
出力端が大気に開放された第６の電磁弁、 前記第１及び第２の圧力検出手段の出力信号に応じて
前記第１および第３の電磁弁を制御し、所定タイミング
に基づいて前記医療機器駆動手段の入力端の圧力を正圧
とする正圧印加モード及び前記医療機器駆動手段の入力
端の圧力を負圧とする負圧印加モードを設定し、正圧印
加モード時に前記第２の電磁弁を開閉し、負圧印加モー
ド時に前記第４の電磁弁と前記第６の電磁弁を開閉する
電子制御手段とを備える。 即ち、入力端が医療機器駆動手段の入力端に接続さ
れ、出力端が大気に解放された電磁弁を備える。 （作用） これによれば、電子制御手段により医療機器駆動装置
の入力端の圧力を正圧とする正圧印加モード及び負圧と
する負圧印加モードが設定され、正圧印加モード時に第
２の電磁弁が開閉され、負圧印加モード時に第４及び第
６の電磁弁が開閉される。このため、負圧印加モード時
に第６の電磁弁より作動流体が大気に開放されるので、
負圧源に引き込まれる作動流体の流量が減少し、負圧減
にかかる負荷が軽減されるものである。 （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図に補助人工心臓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が補助人工心臓であ
る。流体駆動ユニツトFDUには２つの流体駆動出力端が
備わつている。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、リモート操作ボードREMが接続され
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。まず概略で説明すると、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AD
UR,ガス駆動機構GDULおよびGDUR,ヘリウムガスタンクHT
A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GDURの入力端は空気圧制御機構ADURの
出力端に接続されている。ガス駆動機構GDULおよびGDUR
の出力端は、それぞれ人工心臓60Lおよび60R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51,52,53,54,55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54,55
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5
4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71の出力
端に接続されており、電磁弁54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、電磁便56の入力端が大気に解放されてお
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おびPS2は、それぞれアキユームレータAC1およびA
C2内部の圧力を検出するための圧力センサである。空気
圧制御機構ADURの機構はADULと同一である。 次ぎにガス駆動機構GDULを説明する。この機構には、
電磁弁58,59,流体アイソレータAGA等が備わつている。
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の二次側に接続さている。電
磁弁58は入力端が流体アイソレータAGAの二次側に接続
され、出力端がアキユームレータAC2の内部に接続され
ている。ガス駆動機構GDURの構成は、GDULと同様であ
る。 第３図に、第１図に示す電子制御ユニツトECUの構成
を示す第３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COM3、リモコン用受信ユ
ニツトSRU,本体側操作ボードMOBおよび表示ユニツトDSP
Uでなつている。 制御ユニツトCOM1は、空気圧制御機構ADULおよびADUR
の圧力センサPS1およびPS2の出力信号を監視して、アキ
ユームレータAC1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54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の継続時間（systolic dulation）
（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およびGDURの
電磁弁58および59を制御する。GDULとGDURの制御は、圧
力センサPS3およびPS4の出力信号（PG1,PG2）を監視し
て行う。 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,CON2およびCON3に接続さ
れている。本体操作ボードMOBは、制御ユニツトCON1,CO
N2およびCON3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４図に、第３図の制御ユニツトCON1の詳細を示す。
第４図を参照して説明する。この制御ユニツトCOM1は、
マイクロコンピユータユニツトCPU1を中心として構成さ
れている。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J1は、バツフアBF1お
よびチヤタリング除去回路CH1を介して、CPU1の入力ポ
ートに接続さている。コネクタJ1に印加される信号は、
Ｒ側（右側）正圧UP,R側正圧DOWN,R側負圧UP,R側負圧DO
WN,L側（左側）正圧UP,L側正圧DOWN,L側負圧UP,L側負圧
DOWN等の圧力設定用指示信号である。 CPU1の４つの出力ポートに、バツフアZ15を介してそ
れぞれソリツドテートリレーSSR1,SSR2,SSR3およびSSR4
が接続されており、各々のソリツドステートリレーSSR1
〜SSR4の出力端が、電磁弁51（L,R）および54（L,R）に
接続されている。 Z16が、A/D（アナログ／デジタル）変換器である。こ
のA/D変換器Z16は、８つの入力チヤンネルを備えている
が、この実施例ではそのうちの４つを使用している。信
号RPP,RNP,LPPおよびLNPは、それぞれ右側正圧，右側負
圧，左側正圧および左側負圧を検出する圧力センサから
のものである。CPU1の表示用出力ポートは表示ドライバ
DDV1に接続されており、DDV1の出力端が表示ユニツトDS
PUに接続さている。 第５図に、第３図に制御ユニツトCON2の構成を示す。
第５図を参照して説明する。この制御ユニツトCON2は、
マイクロコンピユータユニツトCPU2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J8は、バツフアBF2およ
びチヤタリング除去回路CH2を介して、CPU2の入力ポー
トに接続されている。 コネクタJ8に印加される信号は、心拍数UP,心拍数DOW
N,R側デユーテイUP,R側デユーテイDOWN,L側デユーテイU
P,L側デユーテイDOWN等の設定指定信号である。CPU2の
８つの出力ポートに、バツフアZ15B,Z15Cを介して、そ
れぞれソリツドステートリレーSSR5〜SSR12が接続され
ている。ソリツドステートリレーSSR5〜SSR8は空気圧印
加用電磁弁52（L,R）および55（L,R）にそれぞれ接続さ
れており、SSR9〜SSR12は空気圧補償用電磁弁53（L,R）
および56（L,R）にそれぞれ接続されている。CPU2の表
示信号用出力ポートに表示ドライバDDV2が接続されてお
り、DDV2の出力端に表示ユニツトDSPUが接続されてい
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CPU1の概略動作を示す。第6a図がメインルーチンであ
り、第6b図は割り込み処理ルーチンである。第6a図およ
び第6b図を参照して説明する。 電源がオンとすると、まず出力ポートを初期レベルに
セツトし、読み書きメモリ（RAM）の内容をクリアし、
読み出し専用メモリ（ROM）の予め格納してあるデータ
を読み出してパラメータに初期値をセツトする。CPU1の
パラメータとしては、右側正圧目標値P1、右側負圧目標
値P2,左側正圧目標値P3,左側負圧目標値P4等があるが、
この実施例では、圧力P1,P2,P3およびP4の初期値を、そ
れぞれ＋30,−30,＋100および−50〔mmHg〕にセツトし
てある。 またこの処理の後、割り込みを許容する。この例では
内部タイムによつて割り込みが4msecの周期で周期的に
発生するようになつている。割り込み待ちをした後、圧
力データのサンプリングを行う。 サンプリングした圧力データをチエツクし、異常デー
タの有無を判別する。すなわち、検出圧力が目標値に対
して異常に異なる場合には異常とみなす。なお、この実
施例では圧力補償用の電磁弁53および56を設けており、
一時的に圧力が比較的大きくなる可能性があるが、複数
回のサンプリングを行つて各々の圧力データを平均化す
ることで、これをマスクするようにしている。 万一、異常が発生すると、異常データを数値コードデ
ータに変換し、このデータとの異常の発生した部分を示
す異常表示データを表示ユニツトDSPUに出力し、表示を
行う。 異常がなければ、読み書きメモリに格納してある過去
ｍ回の圧力データを平均化し、平均化したデータを数値
コードに変換し、そのコードデータを表示ユニツトDSPU
に送る。本体側操作ボードMOB又はリモート操作ボードR
EMでキー操作がある場合には、操作されたキーに応じ
て、右側正圧目標圧力P1,右側負圧目標圧力P2,左側正圧
目標圧力P3又は左側負圧目標圧力４の値を所定ステツプ
づつ更新する。ただし、上限と下限が設置してあり、そ
の範囲を越える圧力設定はできないようになつている。 第6b図の割り込み処理を説明する。まず右側人工心臓
駆動系の正圧RPPをチエツクする。所定圧P1よりも小さ
ければ、圧力調整弁51（Ｒ）を開にセツトし、それ以外
であれば圧力調整弁51（Ｒ）を閉にセツトする。次で右
側人工心臓駆動系の負圧RNPをチエツクする。RNPの値
（絶対値）がP2よりも小さいと圧力調整圧54（Ｐ）を開
にセツトし、そうでなければ圧力調整弁54（Ｒ）を閉に
セツトする。続いて左側の正圧LPPおよび負圧LNPを、そ
れぞれP3およびP4と比較して、圧力調整弁51（Ｌ）およ
び54（Ｌ）を開又は閉にセツトする。すなわち、この実
施例では目標圧力よりも検出圧力（絶対値）が小さくな
る場合のみ圧力調整弁51又は54を開くようになつてい
る。 マイクロコンピュータユニツトCPU2の概略動作を、第
7a図および第7b図に示す。第7a図がメインルーチンであ
り、第7b図が割り込み処理ルーチンである。第7a図およ
び第7b図を参照して説明する。 電源がオンすると、マイクロコンピユータユニツトCP
U2は、出力ポートを初期レベルにセツトし、読み書きメ
モリ（RAM）の内容をクリアし、読み出し専用モメリ（R
OM）に予め格納されている値を読み出してパラメータに
初期値をセツトする。CPU2のパラメータとしては、心拍
数PR,左側人工心臓のデユーテイDL,右側人工心臓のデユ
ーテイDR等があるが、この例では初期値は、PRが100bp
m,DLが45％（継続時間270ms）,DRが55％（継続時間330m
s）にそれぞれ設定してある。 次いで、同期モードが非同期モードかを判定して、非
同期モードであれば内部周期パラメータｒ（心拍数の逆
数）をもとに、PR値を計算する。同期モードの場合は、
心電図，血圧波形等の同期信号波形の認識を行い、心拍
の周期，周期の平均αを計算しメモリにストアする。あ
た、所定のａ拍前の周期の平均値をメモリよりロードし
てこれをβに代入する。そして、現在の周期の平均αが
所定の下限値ｂと上限値ｃの間にあるかどうかの判定を
行い、該範囲内になければβをγに代入して、非同期モ
ードと同様にしてPR値の計算を行う。αが範囲内にあれ
ば、このαを基にしてPR値を計算する。 ここで、下限値ｂおよび上限値ｃの値は心拍数に換算
して、約150bpmおよび約30bpmに設定してある。 キー入力があれば、入力キーの種別を判別し、パラメ
ータ変換希望値の上限値，下限値との比較，演算を行
い、変更したパラメータと関連のあるパラメータの演算
処理を行う。これらの処理は、各種サブルーチンを実行
しながら行う。 割り込み処理を説明する。カウンタCORおよびCOLの値
は、割り込み処理を行う度にPR（心拍数によつて定まる
時間のパラメータ）になると、それぞれカウント値が０
にクリアされる。カウンタCORの値が０になると、弁52
（Ｒ）,53（Ｒ）および55（Ｒ）をそれぞれ開，開およ
び閉（正圧印加モード）にセツトする。第３の圧力検出
手段PS3の出力信号PG1が所定値Ref1（正圧補償電磁弁53
の開状態を規制する値）になると、電磁弁53（Ｒ）を閉
にセツトする。カウンタCORの値がデユーテイパラメー
タの値DRになると、弁53（Ｒ）,56（Ｒ）および52
（Ｒ）をそれぞれ開，閉および閉（負圧印加モード）に
セットする。第３の圧力検出手段PS3の出力信号PG1が所
定値Ref2（負圧補償用電磁弁56の開状態を規制する値）
になると、電磁弁56（Ｒ）を閉にセツトする。この処理
の後、カウンタCORがカウントアツプされる。 同様に、カウンタCOLの値が０になると、弁52（Ｌ）,
53（Ｌ）および55（Ｌ）をそれぞれ開，閉よび閉（正圧
印加モード）にセツトし、第３の圧力検出手段PS3の出
力信号PG1が所定値Ref1（正圧補償電磁弁53の開状態を
規制する値）になると、電磁弁53（Ｌ）を閉にセツト
し、COLの値がデユーテイパラメータの値DLになると、
弁55（Ｌ）,56（Ｌ）および52（Ｌ）をそれぞれ開，開
おび閉（負圧印加モード）にセツトし、第３の圧力検出
手段PS3の出力信号PG1が所定値Ref2（負圧補償用電磁弁
56の開状態を規制する値）になると、電磁弁56（Ｌ）を
閉にセツトしてCOLをカウントアツプする。 ここで、電磁弁53および56の閉を決める所定値Ref1お
よびRef2は以下のようにして決めまる。 １）負圧から正圧へ切り替わる際 Ref1＝設定値＋（設定値）/2−80 または、 Ref1＝設定値 ２）正圧から負圧へ切り替わる際 Ref2＝大気圧＋４（mmHg） つまり、第87に示すように、設定値が高い場合には基
準値Ref1を低くし、逆に設定値が高い場合はこの設定値
まで高圧を印加している。これは、設定圧力が低い程、
コンプレツサより直接印加される圧力の影響を大きく作
用するためである。 以上により、第９図に示すように電磁弁52,53,55およ
び56が作動する。負圧から正圧への切換の後、一次的に
電磁弁53を開き、正圧から負圧への切換の後、一時的に
電磁弁56を開くように制御しているので、圧力の立ち上
がりおよび立ち下がりが急峻になり、圧力波形は方形波
になる。 〔効果〕 本発明によれば、正圧から負圧に切り替わる際に医療
機器駆動手段の入力端側に蓄積されている正圧を大気に
開放することができる。このため、負圧の立ち下がり時
に負圧源に引き込まれる作動流体の流量が減少し、負圧
源にかかる負荷を軽減することができる。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の一実施例の人工心臓駆動装置のシステ
ム構成を示すブロツク図、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、第３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、第４図
は第３図の制御ユニツトCON1の構成を示すブロツク図、
第５図は第３図の制御ユニツトCON2の構成を示すブロツ
ク図、第6a図および第6b図は第４図のCPU1の概略動差を
示すフローチヤート、第7a図および第7b図は第５図のCP
U2の概略動差を示すフローチヤート、第８図は所定値Re
f1の特性を示す図、第９図は装置の動作タイミングを示
す波形図である。 51……電磁弁（第１の電磁弁） 52……電磁弁（第２の電磁弁） 53……電磁弁（第５の電磁弁） 54……電磁弁（第３の電磁弁） 55……電磁弁（第４の電磁弁） 56……電磁弁（第６の電磁弁） 60L,60R……人工心臓 71……コンプレツサ（正圧源） 72……真空ポンプ（負圧源） AGA……流体アイソレータ（医療機器駆動手段） PS1……圧力センサ（第１の圧力検出手段） PS2……圧力センサ（第２の圧力検出手段） CPU1……マイクロコンピユータユニツト（電子制御手
段） CPU2……マイクロコンピユータユニツト（電子制御手
段）
ム構成を示すブロツク図、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、第３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、第４図
は第３図の制御ユニツトCON1の構成を示すブロツク図、
第５図は第３図の制御ユニツトCON2の構成を示すブロツ
ク図、第6a図および第6b図は第４図のCPU1の概略動差を
示すフローチヤート、第7a図および第7b図は第５図のCP
U2の概略動差を示すフローチヤート、第８図は所定値Re
f1の特性を示す図、第９図は装置の動作タイミングを示
す波形図である。 51……電磁弁（第１の電磁弁） 52……電磁弁（第２の電磁弁） 53……電磁弁（第５の電磁弁） 54……電磁弁（第３の電磁弁） 55……電磁弁（第４の電磁弁） 56……電磁弁（第６の電磁弁） 60L,60R……人工心臓 71……コンプレツサ（正圧源） 72……真空ポンプ（負圧源） AGA……流体アイソレータ（医療機器駆動手段） PS1……圧力センサ（第１の圧力検出手段） PS2……圧力センサ（第２の圧力検出手段） CPU1……マイクロコンピユータユニツト（電子制御手
段） CPU2……マイクロコンピユータユニツト（電子制御手
段）
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．正圧源、入力端が正圧源の出力端に接続された第１
の電磁弁、第１の電磁弁の出力端に接続された第１のア
キュムレータ、入力端が第１のアキュムレータに接続さ
れた第２の電磁弁、第１のアキュムレータの圧力を検出
する第１の圧力検出手段、 負圧源、入力端が負圧源の出力端に接続された第３の電
磁弁、第３の電磁弁の出力端に接続された第２のアキュ
ムレータ、入力端が第２のアキュムレータに接続され出
力端が第２の電磁弁の出力端に接続された第４の電磁
弁、第２のアキュムレータの圧力を検出する第２の圧力
検出手段、 第２の電磁弁の出力端に接続され、印加圧力に応じて所
定範囲内で変位する膜を介して入力端と出力端とを分離
した医療機器駆動手段、 入力端が前記医療機器駆動手段の入力端に接続され、出
力端が大気に開放された第６の電磁弁、 前記第１及び第２の圧力検出手段の出力信号に応じて前
記第１および第３の電磁弁を制御し、所定タイミングに
基づいて前記医療機器駆動手段の入力端の圧力を正圧と
する正圧印加モード及び前記医療機器駆動手段の入力端
の圧力を負圧とする負圧印加モードを設定し、正圧印加
モード時に前記第２の電磁弁を開閉し、負圧印加モード
時に前記第４の電磁弁と前記第６の電磁弁を開閉する電
子制御手段とを備えた 医療機器駆動装置。 ２．前記電子制御手段は、正圧印加モードから負圧印加
モードへの切り換え時に前記第６の電磁弁が開くように
前記第６の電磁弁を制御することを特徴とする請求項１
に記載の医療機器駆動装置。 ３．前記電子制御手段は、前記第４の電磁弁が閉じる前
に前記第６の電磁弁が閉じるように前記第４の電磁弁及
び前記第６の電磁弁を制御することを特徴とする請求項
１に記載の医療機器駆動装置。 ４．前記電子制御手段は、負圧印加モードにおいて前記
医療機器駆動手段の入力端の圧力が大気圧になる前に前
記第６の電磁弁を閉じるように前記第６の電磁弁を開閉
制御することを特徴とする請求項２に記載の医療機器駆
動装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62244648A JP2726260B2 (ja) | 1987-09-29 | 1987-09-29 | 医療機器駆動装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62244648A JP2726260B2 (ja) | 1987-09-29 | 1987-09-29 | 医療機器駆動装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6485664A JPS6485664A (en) | 1989-03-30 |
| JP2726260B2 true JP2726260B2 (ja) | 1998-03-11 |
Family
ID=17121873
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62244648A Expired - Lifetime JP2726260B2 (ja) | 1987-09-29 | 1987-09-29 | 医療機器駆動装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2726260B2 (ja) |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60106462A (ja) * | 1983-11-14 | 1985-06-11 | アイシン精機株式会社 | 血液ポンプ駆動装置 |
-
1987
- 1987-09-29 JP JP62244648A patent/JP2726260B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6485664A (en) | 1989-03-30 |
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