JP3766995B2 - 医療機器用駆動装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、陽圧と陰圧を交互に出力して人工心臓や大動脈内バルーンポンプ（ＩＡＢＰ）などの医療機器を駆動する医療機器用駆動装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来例に係る医療用駆動装置としては、たとえば、特開昭60-116366号公報に示されるものがある。この装置では、陽圧発生装置として、コンプレッサを用い、陰圧発生装置としては、真空ポンプをそれぞれ用い、それらの圧力発生装置の出力端に開閉弁をつなぎ、各開閉弁の出力端を人工心臓などに繋ぎ、その部分に発生する加減圧によって、人工心臓などを駆動する。
【０００３】
このような圧力発生装置を２台も設けることは、消費電力や重量の増加の点からも好ましくないので、特公平3-28595号公報や特公平4-61661号公報にも示されるように、圧力発生装置を１台とし、その流体入力端と出力端にそれぞれ発生する陰圧と陽圧とを利用して、駆動を行う装置が開発されている。
【０００４】
しかし、どちらの装置でも、重量を軽減するための構造としてはまずまずであるが、エネルギーの効率の点からは、問題がある。
たとえば前者の場合、設定された陽圧以上に陽圧タンクの圧力が上がろうとすると、圧力発生手段の出力端に繋がれた電磁弁を用いて、陽圧を大気に逃がす構造にしてある。また、この前者の装置では、圧力を逃がし過ぎないため、陽圧タンクと該電磁弁との間に逆止弁が必須となる。また、陰圧の場合も、設定された陰圧以下に陰圧タンクの圧力が下がろうとすると、圧力発生手段の入力端を、同様に電磁弁を用いて大気に解放する。このため、陰圧タンクと圧力発生手段との入力端の間にも、逆止弁が必須となる。もちろん、各圧力設定を越えている状態でのエネルギー効率は、圧力発生手段であるポンプの入出力端を大気に解放しているので、大変悪くなることは自明である。
【０００５】
すなわち、この期間に作動するポンプは、駆動するための陽圧および陰圧の発生に何の寄与もしないことを意味する。この期間をできるだけ縮めるため、ポンプの出力の小さなものを用いると、たとえば、患者側の要因で心拍数が増えたときには十分な陽陰圧が得られなくなってしまうという欠点がある。よって、必ず過剰な能力のポンプを用いて、その出力の一部を捨てる必要が生じる。
【０００６】
また、後者の装置においては、圧力発生手段の陽圧側と陽圧タンクとの間に切り替え弁を設ける。この切り替え弁は、陽圧タンク圧力が、設定値に至るまでの期間、圧力発生手段の陽圧側と陽圧タンクをつなぎ、陽圧タンクが、設定圧力に達したならば、圧力発生手段と陽圧タンクの接続を断つと同時に、圧力発生手段の陽圧側を大気へ解放する。
【０００７】
陰圧側も同様に、圧力発生手段の陰圧側と陰圧タンクとの間に切り替え弁を設ける。この切り替え弁は、陰圧タンク圧力が、設定値に至るまでの期間、圧力発生手段の陰圧側と陰圧タンクを繋ぎ、陰圧タンクが、設定圧力より下がったならば、圧力発生手段と陰圧タンクの接続を断つと同時に、圧力発生手段の陰圧側を大気へ解放する。
【０００８】
この装置においても、圧力発生手段の一方もしくは両方が大気解放された状態でのエネルギー効率が良くないことは、前者の装置と全く同様である。どちらの装置でも、駆動すべき対象が小さく、また、駆動すべき拍動回数の周期が長い時にエネルギーの効率が落ちる傾向にある。
【０００９】
これは、本来、少ない仕事しかしなくてよい時に、エネルギーの効率が悪いことを意味する。また、エネルギー効率が悪く、消費電力が大きいことは、せっかく圧力発生手段であるポンプを１台に削滅しても、それに用いる電源容量が減らせないこととなる。
【００１０】
このことは、特に病院内および病院外への移動を伴うことが頻回におこる本機器のような用途の場合、内蔵電源容量の増加につながり好ましくない。
これら２装置と同様な欠点をもつ装置として、さらに、特開平5-261148号公報に示す装置などもある。この装置においても、圧力発生装置からの出力を捨てることが示されており、エネルギー効率に劣ることが明らかである。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
医療用駆動装置において、特に人工心臓や大動脈内バルーンなどの駆動装置では、軽量化や部品点数の削滅による信頼性向上のために、圧力発生手段、すなわち、ポンプを２台から１台に減らせることの利点は大きい。
【００１２】
しかし、これらの装置では、出力端に加えられる陽圧と陰圧の値がある範囲内でなければならない制限があるため、従来は、大きめのポンプを用いて発生する陽圧力および陰圧力の一部を大気に捨てながら、低めのエネルギー効率で満足しなければならなかった。
【００１３】
本発明は、このような実情に鑑みてなされ、１台のポンプの入出力端に発生する陽圧および陰圧を所望範囲に保ちながらエネルギー効率を上げることができる医療用機器駆動装置を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明に係る医療機器用駆動装置は、陽圧と陰圧を同時に発生する圧力発生手段と、該圧力発生手段の陽圧出力端に接続された第１圧力タンクと、該第１圧力タンク内の圧力を検出する第１圧力検出手段と、該第１圧力タンクまたはその第１圧力タンクの前後の配管の大気圧より圧力が高い場所に一方の入力端が接続され、もう一方の出力端が大気解放された第１開閉弁と、該圧力発生手段の陰圧出力端に接続された第２圧力タンクと、該第２圧力タンクの圧力を検出する第２圧力検出手段と、該第２圧力タンクまたはその第２圧力タンクの前後の配管の大気圧より圧力が低い場所に一方の入力端が接続され、もう一方の出力端が大気解放された第２の開閉弁と、前記第１圧力タンクと第２圧力タンクとに接続され、第１圧力タンクの圧力と、第２圧力タンクの圧力とを切り替えて、出力端に出力する圧力切替え手段と、前記第１圧力検出手段の検出値を、第１設定圧力値に等しいか大きくなるように、また、前記第２圧力検出手段の検出値を、第２設定圧力に等しいか小さくなるように制御する制御手段とを有する医療機器用駆動装置であって、前記圧力発生手段は、前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との検出差圧に基づいて出力が制御され、前記第１開閉弁及び前記第２開閉弁は、前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との算術平均値に基づいて開閉が制御され、 前記制御手段は、前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との検出差圧を求め、該検出差圧が、設定差圧より大きい時には、前記圧力発生手段の出力を減らす方向に、また、該設定差圧より小さい時には、該圧力発生手段の出力を増やす方向に、前記圧力発生手段を制御し、前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との算術平均値を求め、該算術平均値が設定平均値より大きい時には、任意の設定時間だけ前記第１開閉弁を開け、該設定平均値より小さい時は、別の任意の設定時間だけ前記第２開閉弁を開けるように、前記第１開閉弁と第２開閉弁とを制御する。
【００１５】
本発明に係る医療機器用駆動装置において、前記制御手段は、前記第１圧力検出手段の検出値と前記第２圧力検出手段の検出値との前記算術平均値が、設定範囲内である時には、前記第１開閉弁及び前記第２開閉弁を開けないように当該第１開閉弁及び第２開閉弁を制御する。
【００１７】
本発明に係る医療機器用駆動装置は、たとえば人工心臓あるいは大動脈内バルーンなどのように、陽圧と陰圧とを交互に必要とする医療機器を駆動するための装置である。
本発明では、人工心臓の場合には、陽陰圧を発生する手段として用いるポンプ、陽圧タンク、陰圧タンク、陽陰圧切り替え機構、出力端からのチューブおよび血液ポンプブラダー周辺までをガス閉鎖回路として扱う。また、大動脈内バルーンの場合は、陽陰圧を発生する手段として用いるポンプ、陽圧タンク、陰圧タンク、陽陰圧切り替え機構、ヘリウムまたは炭酸ガス駆動のための隔壁までを、ガス閉鎖回路として扱う。
【００１８】
同閉鎖回路の中を流れる流体ガスとしては、通常、空気を用いる。空気などの圧縮性ガスは、ポンプ内での非可逆圧縮課程で発熱し、陰圧タンクから切り替え機構を通ってガスの非可逆膨張する課程では吸熱する。また、ポンプ内での機械的ロスによっても発熱があり、その伝熱に伴ってもガスの温度変化が起こる。
【００１９】
このようなことから、閉鎖回路を完全に閉じたままにすると、陽圧または陰圧のどちらかが足りなくなってしまうことが予想される。たとえば、系内のガス温度が上がると、陽圧は高くなりすぎ、かつ陰圧も大気圧に近づいてしまう。
このようなことを避けるため、閉鎖回路系内から、ガスを一部大気中に逃がしてしまえば良い。系から逃がす場所としては、大気圧よりいつも圧力が高い場所であれば良く、たとえば陽圧タンクやその前後の配管であれば良い。逃がす方法としては、電磁弁の片側を大気解放して、もう一方を前記ポイントにつなぎ、任意の設定時間、開くことを繰り返せば良い。
【００２０】
系内のガスの温度が運転条件により下がれば、逆のことが起こる。また、ガス温度の変化のみならず、一部配管に漏れなどがある時、系内ガスの過不足が発生する。たとえば、圧力が大気圧より低い配管に漏れがあれば、系内ガスは過剰に、また、圧力が高い配管に漏れがあれば、系内ガスは不足する。
【００２１】
系内にガスを補う方法としては、大気圧よりもいつも圧力が低い場所と大気をつなげれば良い。補う方法としては、電磁弁の片側を大気解放として、陰圧タンクもしくはその前後に該電磁弁の反対側をつなぐ。該電磁弁を任意の設定時間、開くことを繰り返せば良い。
【００２２】
制御手段では、各タンク圧力の設定値と各タンクの圧力の実際の値（検出値）の算術平均を求め、その算術平均値が設定値の中間値（設定平均値）より大きい時は、ガスを逃がすようにし、その逆のときは、ガスを補う。
ただし、この制御では、検出圧力の中心値（算術平均値）は、ほぼ一定となるが、陽圧タンク圧力および陰圧タンク圧力が両方同時に、その絶対値が、設定値より大きい時には、目標設定値に辿り着けない。
【００２３】
このような時、圧力発生手段であるポンプの駆動条件を変えることにより、検出圧力を設定圧力に到達させることができる。
ポンプの駆動条件は、陽圧設定値と陰圧設定値の差（設定差圧）と、陽圧タンク圧力と陰圧タンク圧力の差（検出差圧）とを比較して、設定値よりも検出値が大きければ、ポンプの出力を下げる方向に制御し、逆であれば、出力を上げる方向に制御する。
【００２４】
具体的な制御の方法としては、ＡＣ誘導モータを用いたロータリーポンプやダイヤフラムポンプやピストンポンプなどであれば、ＡＣ誘導モータに与える電源周波数および電源電圧振幅を下げて、ポンプの出力を下げる。同じくＡＣ電源を用いるリニアピストン型ポンプでも、電源周波数および電源電圧振幅を下げてポンプの出力を下げる。サーボモーターを用いたロータリーポンプやダイヤフラムポンプやピストンポンプなどであれば、目標回転数を上げたり下げたりして制御すれば良い。さらに、ＤＣモーターを用いたポンプであれば、モーターへの電源のＰＷＭ（Pulse Width Modulation）制御や、励起電圧／電流を上下することによってポンプ出力を上げ下げすればよい。
【００２５】
陽圧タンクおよび陰圧タンクの検出した圧力の算術平均値を求め、さらにその算術平均値が、ある任意の範囲内で一定になるように制御する場合、必ずしも毎拍毎に、電磁弁を開く必要が生じない。すなわち、本発明では、圧力発生手段であるポンプが、入力されたエネルギーを用いて系内ガス流体に仕事をした結果である両蓄圧タンク内の陽陰圧を、大気に解放して捨ててしまうことが、基本的になくすことができる。
【００２６】
従来例に係る装置では、いずれも、陽圧タンクおよび陰圧タンクが、設定圧力を越える状態になると、ポンプを各タンクより切り離し、ポンプを駆動したまま、その入力または、出力を大気に解放して、ポンプがガス流体にしている仕事を捨てている。このことから、エネルギー効率が上げられない。
【００２７】
本発明では、ポンプ出力を上げ下げすることによって、ポンプ出力を大気中に捨てないようにしており、よりエネルギー効率が上げられる。
換言すれば、閉鎖回路系を流れるガスの出入りを最小限に留め、なおかつ、外部に捨てられてしまう仕事をほとんどなくすことができる。また、ポンプの出力を抑えることで消費電力を低減し、エネルギー効率を高めている。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る医療用機器駆動装置を、図面に示す実施形態に基づき、詳細に説明する。
図１は本発明の一実施形態に係る医療用機器駆動装置の概略構成図である。
【００２９】
図１に示す実施形態に係る駆動装置は、ＩＡＢＰ用バルーンカテーテル２０のバルーン２２を膨張および収縮させるために用いられる。
本実施形態に係る医療用機器駆動装置について説明するに先立ち、まずＩＡＢＰ用バルーンカテーテル２０について説明する。
【００３０】
図４に示すように、ＩＡＢＰ用バルーンカテーテル２０は、心臓の拍動に合わせて拡張および収縮するバルーン２２を有する。バルーン２２は、膜厚約１００〜１５０μｍ程度の筒状のバルーン膜で構成される。本実施形態では、拡張状態のバルーン膜の形状は円筒形状であるが、これに限定されず、多角筒形状であっても良い。
【００３１】
ＩＡＢＰ用バルーン２２は耐屈曲疲労特性に優れた材質で構成される。バルーン２２の外径および長さは、心機能の補助効果に大きく影響するバルーン２２の内容積と、動脈血管の内径などに応じて決定される。バルーン２２は、通常、その内容積が３０〜５０ｃｃであり、外径が拡張時１４〜１６ｍｍであり、長さが２１０〜２７０ｍｍである。
【００３２】
このバルーン２２の遠位端は、短チューブ２５を介してまたは直接に内管３０の遠位端外周に熱融着または接着などの手段で取り付けてある。
バルーン２２の近位端には、金属チューブ２７などの造影マーカーを介してまたは直接に、カテーテル管２４の遠位端に接合してある。このカテーテル管２４の内部に形成された第１のルーメンを通じて、バルーン２２内に、圧力流体が導入または導出され、バルーン２２が拡張または収縮するようになっている。バルーン２２とカテーテル管２４との接合は熱融着あるいは紫外線硬化樹脂などの接着剤による接着により行われる。
【００３３】
内管３０の遠位端はカテーテル管２４の遠位端より遠方へ突き出ている。内管３０はバルーン２２およびカテーテル管２４の内部を軸方向に挿通されている。内管３０の近位端は分岐部２６の第２ポート３２に連通するようになっている。内管３０の内部には、バルーン２２の内部およびカテーテル管２４内に形成された第１のルーメンとは連通しない第２のルーメンが形成してある。内管３０は、遠位端の開口端２３で取り入れた血圧を分岐部２６の第２ポート３２へ送り、そこから血圧変動の測定を行うようになっている。
【００３４】
バルーンカテーテル２０を動脈内に挿入する際に、バルーン２２内に位置する内管３０の第２ルーメンはバルーン２２を都合良く動脈内に差し込むためのガイドワイヤー挿通管腔としても用いられる。バルーンカテーテルを血管などの体腔内に差し込む際には、バルーン２２は内管３０の外周に折り畳んで巻回される。図４に示す内管３０は、たとえばカテーテル管２４と同様な材質で構成される。内管３０の内径は、ガイドワイヤを挿通できる径であれば特に限定されず、たとえば０．１５〜１．５mm、好ましくは０．５〜１mmである。この内管３０の肉厚は、０．１〜０．４mmが好ましい。内管３０の全長は、血管内に挿入されるバルーンカテーテル２０の軸方向長さなどに応じて決定され、特に限定されないが、たとえば５００〜１２００mm、好ましくは７００〜１０００mm程度である。
【００３５】
カテーテル管２４は、ある程度の可撓性を有する材質で構成されることが好ましい。カテーテル管２４の内径は、好ましくは１．５〜４．０mmであり、カテーテル管２４の肉厚は、好ましくは０．０５〜０．４mmである。カテーテル管２４の長さは、好ましくは３００〜８００mm程度である。
【００３６】
カテーテル管２４の近位端には患者の体外に設置される分岐部２６が連結してある。分岐部２６はカテーテル管２４と別体に成形され、熱融着あるいは接着などの手段で固着される。分岐部２６にはカテーテル管２４内の第１のルーメンおよびバルーン２２内に圧力流体を導入または導出するための第１ポート２８と、内管３０の第２ルーメン内に連通する第２ポート３２とが形成してある。
【００３７】
第１ポート２８は、たとえば図５に示すポンプ装置９に接続され、このポンプ装置９により流体圧がバルーン２２内に導入または導出されるようになっている。導入される流体は特に限定されないが、ポンプ装置９の駆動に応じて素早くバルーン２２が拡張または収縮するように、粘性および質量の小さいヘリウムガスなどが用いられる。
【００３８】
ポンプ装置９の詳細については、図１を参照にして後述する。
第２ポート３２は図５に示す血圧変動測定装置２９に接続され、バルーン膜２２の遠位端の開口端２３から取り入れた動脈内の血圧の変動を測定可能になっている。この血圧測定装置２９で測定した血圧の変動に基づき、図５に示す心臓１の拍動に応じてポンプ装置９を制御し、０．４〜１秒の短周期でバルーン２２を拡張および収縮させるようになっている。
【００３９】
ＩＡＢＰ用バルーンカテーテル２０では、前述したように、バルーン２２内に導入および導出する流体として、より高速にバルーンの膨張及び収縮を行なわせるため、粘性および質量の小さいヘリウムガスなどが用いられる。このヘリウムガスの陽圧および陰圧を直接ポンプやコンプレッサなどで作り出すことはシール部分からの洩れ等によりヘリウムガスが失われることを考えると経済的でないことから、図１に示すような構造を採用している。すなわち、バルーン２２内に連通する二次配管系１８と、圧力発生手段としてのポンプ４に連通する一次配管系１７とを、圧力伝達隔壁装置４０により分離している。圧力伝達隔壁装置４０は、たとえば図３に示すように、ダイヤフラム５２およびプレート５０により気密に仕切られた第１室４６と第２室４８とを有する。
【００４０】
第１室４６は、ポート４２を通じて図１に示す一次配管系１７に連通している。第２室４８は、ポート４４を通じて二次配管系１８に連通している。第１室４６と第２室４８とは、流体の連通は遮断されているが、第１室４６の圧力変化（容積変化）が、ダイヤフラム５２の変位により、第２室４８の圧力変化（容積変化）として伝達するようになっている。このような構造を採用することにより、一次配管系１７と二次配管系１８とを連通させることなく、一次配管系１７の圧力変動を二次配管系１８に伝達することができる。
【００４１】
本実施形態では、一次配管系１７の内部流体を空気とし、二次配管系１８の内部流体をヘリウムガスとしている。
図１に示すように、一次配管系１７には、圧力発生手段として、単一のポンプ４が配置してある。ポンプ４の陽圧出力端に陽圧タンクとしての第１圧力タンク２が接続してある。また、ポンプ４の陰圧出力端に陰圧タンクとしての第２圧力タンク３が接続してある。
【００４２】
第１圧力タンク２および第２圧力タンク３には、それぞれの内部圧力を検出する圧力検出手段としての圧力センサ５，６が装着してある。圧力センサ５，６で検出された圧力信号は、図１に示す制御手段１０へ入力するようになっている。各圧力タンク２，３には、それぞれ第１電磁弁７および第２電磁弁８の各入力端が接続してある。これら電磁弁７，８の出力端は、大気に開放してあり、電磁弁７，８は、制御手段１０からの出力信号に応じて、各電磁弁７，８の入力端と出力端とを連通させ、タンク２，３内部を適宜大気開放可能にしてある。これら電磁弁７，８は、必ずしも各タンク２，３に装着することなく、タンク２，３前後の配管に装着しても良い。また、開閉弁としては、電磁弁以外の弁を用いても良い。
【００４３】
陽圧側の第１タンク２の出力端は、第３電磁弁１１の入力端に接続してあり、第２タンク３の出力端は、第４電磁弁１２の入力端に接続してある。これら電磁弁１１，１２の開閉は、制御手段１０により制御される。これら電磁弁１１，１２の出力端は、圧力伝達隔壁装置４０の入力ポート４２（図３参照）に接続してある。
【００４４】
なお、図１中、符号１５は、二次配管系１８の内部圧力を検出するための圧力センサを示し、符号１６は、二次側配管系１８内にヘリウムガスを充填する前に、その系１８を負圧にするための電磁弁を示し、符号６０は、二次配管系１８内部に常時所定量のヘリウムガスを封入するための装置である。それらの詳細な説明は、本発明に係る実施形態とは直接関係ないので省略する。
【００４５】
本実施形態では、ポンプ４を駆動することにより、第１圧力タンク２内の圧力ＰＴ１が例えば約３００mmＨｇ（ゲージ圧）に設定され、第２圧力タンク３内の圧力ＰＴ２が約−１５０mmＨｇ（ゲージ圧）に設定される。図１に示す圧力伝達隔壁装置４０の入力端に加わる圧力を、電磁弁１１，１２を交互に駆動することで、第１圧力タンク２および第２圧力タンク３の圧力に切り換える。この切り替えのタイミングは、患者の心臓の拍動に合わせて行われるように、制御手段１０によって制御される。
【００４６】
圧力センサ５，６により検出される圧力変動を図２（Ａ）に示す。また、電磁弁１１，１２による圧力切り替え駆動の結果、図１に示す二次配管系１８内の圧力変動を、圧力センサ１５で検出した結果を図２（Ｂ）に示す。二次配管系１８内の圧力変動の最大値が、たとえば２８９mmＨｇ（ケージ圧）であり、最小値が−１１４mmＨｇ（ゲージ圧）である。二次配管系１８内が、図２（Ｂ）に示す圧力変動を生じる結果、バルーン２２では、図２（Ｃ）に示すような容積変化が生じ、心臓の鼓動に合わせたバルーン２２の膨張および収縮が可能になり、心臓の補助治療を行うことができる。
【００４７】
次に、図１に示す制御手段１０の作用について、図６を主として参照して説明する。
図６に示すように、制御がスタートすれば、ステップＳ１にて、図１に示す圧力センサ５，６から各タンク２，３内の圧力を読み取る。その値をＰＴ１，ＰＴ２とする。各圧力ＰＴ１，ＰＴ２は、図２（Ａ）に示すように変動するので、それぞれの平均値ＰＴ１’，ＰＴ２’を求める。平均値ＰＴ１’，ＰＴ２’は、たとえば０．５〜３秒毎に求める。
【００４８】
次に、ステップＳ２では、検出した圧力の算術平均値Ｐａを求める。その計算式は、たとえばＰａ＝（ＰＴ１’＋ＰＴ２’）／２である。次に、ステップＳ３では、各タンク２，３の検出圧力の平均値ＰＴ１’，ＰＴ２’の差圧（検出差圧）Ｐｂを求める。その際の計算式は、Ｐｂ＝（ＰＴ１’−ＰＴ２’）である。
【００４９】
次に、ステップＳ４では、前記算術平均値Ｐａが、所定の設定平均値Ｐａ’＋αよりも大きいか否かを判断する。設定平均値Ｐａ’は、第１圧力タンク２の設定圧力と、第２圧力タンク４の設定圧力との算術平均値である。また、αは、例えば０〜１０ｍｍＨｇの値であり、誤差範囲を示す。算術平均値Ｐａが、所定の設定平均値Ｐａ’＋αよりも大きい場合には、陽圧側の第１タンク２の内圧が高い場合と考えられる。その場合には、ステップＳ５に行き、図１に示す電磁弁７を駆動し、陽圧側の第１タンク２の内部を所定時間大気に開放し、圧力ＰＴ１を下げ、算術平均値Ｐａが設定平均値Ｐａ’に近づくように制御する。第１タンク２の内部を大気に開放する所定の設定時間は、特に限定されないが、たとえば５〜５０ミリ秒である。
【００５０】
また、ステップＳ４にて、ＰａがＰａ’＋αよりも小さいと判断された場合には、次に、ステップＳ６にて、ＰａがＰａ’−αよりも小さいかを判断する。小さい場合には、陰圧側の第２タンク３の内圧が低すぎる場合と考えられる。その場合には、ステップＳ７に行き、図１に示す電磁弁８を駆動し、陰圧側の第２タンク３の内部を所定時間大気に開放し、圧力ＰＴ２を上げ、算術平均値Ｐａが設定平均値Ｐａ’に近づくように制御する。第２タンク３の内部を大気に開放する所定の設定時間は、特に限定されないが、たとえば第１タンク２の内部を大気に開放する所定の設定時間と同様である。
【００５１】
前記検出された算術平均値Ｐａが、設定平均値Ｐａ’±α以内である場合には、第１圧力タンク２内の圧力を大気に逃がす必要もなければ、第２圧力タンク３内の圧力を大気に逃がす必要もない。したがって、ステップＳ５，Ｓ７の制御が不要であり、これらを飛ばし、ステップＳ６から、次の制御であるステップＳ８へ行く。ステップＳ５またはＳ７の後も、ステップＳ８以降の制御を行う。
【００５２】
ステップＳ８では、前記検出差圧Ｐｂが、所定の設定差圧Ｐｂ’＋βよりも大きいか否かを判断する。設定差圧Ｐｂ’は、第１圧力タンク２の設定圧力と、第２圧力タンク４の設定圧力との算術平均差圧である。また、βは、０〜２０ｍｍＨｇの値であり、誤差範囲を示す。検出差圧Ｐｂが、所定の設定差圧Ｐｂ’＋βよりも大きい場合には、ポンプ４の出力が大きすぎる場合と考えられる。その場合には、ステップＳ９に行き、図１に示す制御手段１０からポンプ４の回転数などを制御し、ポンプ４の出力を下げ、検出差圧Ｐｂが設定差圧Ｐｂ’に近づくように制御する。
【００５３】
また、ステップＳ８にて、ＰｂがＰｂ’＋βよりも小さいと判断された場合には、次に、ステップＳ１０にて、ＰｂがＰｂ’−βよりも小さいかを判断する。小さい場合には、ポンプ４の出力が小さすぎる場合と考えられる。その場合には、ステップＳ１１に行き、図１に示す制御手段１０からポンプ４の回転数などを制御し、ポンプ４の出力を上げ、検出差圧Ｐｂが設定差圧Ｐｂ’に近づくように制御する。
【００５４】
前記検出された差圧Ｐｂが、設定差圧Ｐｂ’±β以内である場合には、第１圧力タンク２および第２圧力タンク３共に、設定値付近に保たれていると考えられ、電磁弁１１，１２および圧力伝達隔壁装置４０を介して、バルーン２２を良好に膨張および収縮することができる。したがって、その場合には、ステップＳ１０からステップＳ１へ戻る。また、ステップＳ９，Ｓ１１の後も、ステップＳ１へ戻り、それ以降の制御を繰り返し行う。
【００５５】
本実施形態に係る装置では、定常運転時には、電磁弁７，８をほとんど開くことがなくなる。すなわち、本実施形態では、閉鎖回路系を流れるガスの出入りを最小限に留め、なおかつ、外部に捨てられてしまう仕事をほとんどなくすことができる。また、ポンプの出力を抑えることで消費電力を低減し、エネルギー効率を高めることができる。
【００５６】
なお、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内で種々に改変することができる。
たとえば、上述した実施形態では、圧力発生手段として、ポンプ４にダイヤフラムポンプを用いたが、それ以外に、リニアーピストンポンプ，ロータリーベーンポンプ，ピストンポンプ，コンプレッサなどを用いても良い。
【００５７】
また、上記実施形態では、圧力切替え手段として、第３電磁弁１１と第４電磁弁１２との二つの電磁弁を用いたが、本発明は、これに限定されず、単一の三方切替弁を用いて、圧力伝達隔壁４０の入力端に加わる圧力を切り換えるようにしても良い。
【００５８】
さらに、上述した実施形態では、図６に示すステップＳ１，Ｓ２，Ｓ４〜Ｓ７の制御と、ステップＳ１，Ｓ３，Ｓ８〜Ｓ１１の制御とを、一連の制御として行ったが、本発明では、これらの制御の内のいずれか一方のみを行うように制御することもできる。
【００５９】
さらにまた、一次配管系１７のガス種は、空気に限定されず、その他の流体であっても良い。また、二次配管系１８のガス種もヘリウムガスに限定されず、その他の流体であっても良い。
本実施形態では、特に説明しないが、ヘリウムガス保給系６０を図１に示す。又、二次配管系を減圧にし、初期に空気を排気する手段は、図では省略している。
【００６０】
さらに本発明では、一次配管系１７を直接に人工心臓などの医療機器に接続し、この医療機器を駆動するように構成することもできる。
【００６１】
【実施例】
以下、本発明をさらに具体的な実施例に基づき説明するが、本発明はこれら実施例に限定されない。
実施例１
図１に示す装置を用い、４０ｃｃのバルーン２２を、１５０ビート／分の周期で膨張および収縮を繰り返した。電磁弁７，８およびポンプ４の制御は、図６に示す制御方法に基づいて行った。
消費電力は、７０．８Ｗであった。
【００６２】
実施例２
実施例１で、１５０ビート／分を６０ビート／分に変更した以外は、実施例１と同様にしてバルーンの駆動制御を行なった。
消費電力は、５５．４Ｗであった。
【００６３】
参考例１
Ｐａ＝（ＰＴ１’＋ＰＴ２’）／２の制御のみを行なった以外は実施例１と同様に、１５０ビート／分のバルーンの駆動制御を行なった。
消費電力は、８０．１Ｗであった。
【００６４】
参考例２
Ｐａ＝（ＰＴ１’＋ＰＴ２’）／２の制御のみを行なった以外は実施例２と同様に、６０ビート／分のバルーンの駆動制御を行なった。
消費電力は、７８．３Ｗであった。
【００６５】
比較例１
図６に示す制御方法を用いることなく、図１に示す第１圧力タンク２の内部の圧力が所定設定圧力以上である場合には、第１圧力タンク２内を所定時間大気に開放し、第２圧力タンク３の内部の圧力が所定設定圧力以下である場合には、第２圧力タンク３内を所定時間大気に開放する制御を行った以外は、前記実施例１と同様に、一台のポンプ４にて、４０ｃｃのバルーン２２を、１５０ビート／分の周期で膨張および収縮を繰り返した。
消費電力は、９１．２Ｗであった。
【００６６】
比較例２
比較例１で、１５０ビート／分を６０ビート／分に変更した以外は、比較例１と同様にしてバルーンの駆動制御を行なった。
消費電力は、８９．４Ｗであった。
【００６７】
評価
実施例１では、比較例１に比較し、約２０％の消費電力の低減を図ることができた。また、実施例２では、比較例２と比較し、約４０％の消費電力の低減を図ることができた。
【００６８】
参考例１，２でも、各々、１０％以上の消費電力の低減を得ることができた。
【００６９】
【発明の効果】
以上説明してきたように、本発明に係る医療機器用駆動装置によれば、閉鎖回路系を流れるガスの出入りを最小限に留め、なおかつ、外部に捨てられてしまう仕事をほとんどなくすことができる。また、ポンプなどの圧力発生手段の出力を抑えることで消費電力を低減し、エネルギー効率を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は本発明の一実施形態に係る医療機器用駆動装置の概略構成図である。
【図２】図２（Ａ）は各圧力タンクの内圧変化を示すグラフ、同図（Ｂ）はバルーン側の圧力変化を示すグラフ、同図（Ｃ）はバルーンの容積変化を示すグラフである。
【図３】図３は圧力伝達隔壁装置の一例を示す要部断面図である。
【図４】図４はバルーンカテーテルの一例を示す概略断面図である。
【図５】図５はバルーンカテーテルの使用例を示す概略図である。
【図６】図６は制御手段の制御フローを示すフローチャート図である。
【符号の説明】
２… 第１圧力タンク
３… 第２圧力タンク
４… ポンプ
５… 第１圧力センサ
６… 第２圧力センサ
７… 第１電磁弁
８… 第２電磁弁
１１… 第３電磁弁
１２… 第４電磁弁
１５… 圧力センサ
１７… 一次配管系
１８… 二次配管系
２０… バルーンカテーテル
２２… バルーン
４０… 圧力伝達隔壁

Claims (3)

1. 陽圧と陰圧を同時に発生する圧力発生手段と、
   該圧力発生手段の陽圧出力端に接続された第１圧力タンクと、
   該第１圧力タンク内の圧力を検出する第１圧力検出手段と、
   該第１圧力タンクまたはその第１圧力タンクの前後の配管の大気圧より圧力が高い場所に一方の入力端が接続され、もう一方の出力端が大気解放された第１開閉弁と、
   該圧力発生手段の陰圧出力端に接続された第２圧力タンクと、
   該第２圧力タンクの圧力を検出する第２圧力検出手段と、
   該第２圧力タンクまたはその第２圧力タンクの前後の配管の大気圧より圧力が低い場所に一方の入力端が接続され、もう一方の出力端が大気解放された第２の開閉弁と、
   前記第１圧力タンクと第２圧力タンクとに接続され、第１圧力タンクの圧力と、第２圧力タンクの圧力とを切り替えて、出力端に出力する圧力切替え手段と、
   前記第１圧力検出手段の検出値を、第１設定圧力値に等しいか大きくなるように、また、前記第２圧力検出手段の検出値を、第２設定圧力に等しいか小さくなるように制御する制御手段とを有する医療機器用駆動装置であって、
   前記圧力発生手段は、前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との検出差圧に基づいて出力が制御され、
   前記第１開閉弁及び前記第２開閉弁は、前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との算術平均値に基づいて開閉が制御され、
   前記制御手段は、
   前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との検出差圧を求め、該検出差圧が、設定差圧より大きい時には、前記圧力発生手段の出力を減らす方向に、また、該設定差圧より小さい時には、該圧力発生手段の出力を増やす方向に、前記圧力発生手段を制御し、
   前記第１圧力検出手段の検出値と、前記第２圧力検出手段の検出値との算術平均値を求め、該算術平均値が設定平均値より大きい時には、任意の設定時間だけ前記第１開閉弁を開け、該設定平均値より小さい時は、別の任意の設定時間だけ前記第２開閉弁を開けるように、前記第１開閉弁と第２開閉弁とを制御する医療機器用駆動装置。
2. 前記制御手段は、前記第１圧力検出手段の検出値と前記第２圧力検出手段の検出値との前記算術平均値が、設定範囲内である時には、前記第１開閉弁及び前記第２開閉弁を開けないように当該第１開閉弁及び第２開閉弁を制御する請求項１に記載の医療機器用駆動装置。
3. 大動脈内バルーンポンプ（ＩＡＢＰ）用バルーンカテーテルのバルーンを膨張および収縮させるために用いられる請求項１または２に記載の医療機器用駆動装置。

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