JP6132660B2 - 体腔拡張装置および蠕動ポンプの制御方法 - Google Patents

Description

本発明は、体腔拡張装置および蠕動ポンプの制御方法に関するものである。

従来、内視鏡手術において、内視鏡の視野および処置空間を確保するために、体腔内に流体を送って体腔を拡張する方法が使用されている。腹腔などと比べて容積が小さい心膜腔を拡張するためのポンプには、低流量での安定した運転が要求される。この用途に適したポンプとして、蠕動ポンプが知られている（例えば、特許文献１参照。）。特許文献１に記載の蠕動ポンプは、その輸送原理に起因して発生する流体の吐出圧力の周期的な脈動を補正する脈動補正機構を備えている。

一方、心膜腔内の圧力は、呼吸による肺・横隔膜の動きや心臓の拍動などの「体動」の影響を受けて変動しており、心膜腔内の圧力の時間変化から呼吸数および心拍数のような生体情報を観測することができる（例えば、非特許文献１参照。）。

特開平２−７０９８７号公報

Srijoy Mahapatra、外１２名、"Pressure frequency characteristics of the pericardial space and thorax during subxiphoid access for epicardial ventricular tachycardia ablation"、Heart Rhythm、2010年5月、Volume 7、Issue 5、p.604-609

しかしながら、特許文献１の記載のポンプにおいて、脈動補正機構によって吐出圧力の脈動の振幅は低減されるものの、吐出圧力の脈動は依然として発生している。したがって、特許文献１の蠕動ポンプを用いて心膜腔を拡張しながら、心膜腔内の圧力の時間変化から生体情報を観測しようとした場合、心膜腔内の圧力の時間変化に吐出圧力の脈動が重畳してしまい、生体情報を正確に捉えることができないという問題がある。また、この脈動補正機構は、チューブの変形を機械的な機構を利用して制御するものであり、構成が複雑であるという不都合がある。

本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、簡易な構成でありながら、体腔内の圧力の時間変化に基づく生体情報の観測を阻害することなく蠕動ポンプを用いて体腔を拡張することができる体腔拡張装置および蠕動ポンプの制御方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、生体内の体腔に挿入されたチューブを介して前記体腔にガスを供給することによって前記体腔を拡張する体腔拡張装置であって、可撓性を有する前記チューブを半径方向に押圧するとともに押圧位置を前記チューブの長手方向に移動させることによって前記チューブに蠕動運動を与える加圧機構と、前記生体の体動の時間周期よりも短い時間周期で前記チューブに蠕動運動を繰り返し与えるように前記加圧機構を制御する制御部とを備え、該制御部が、第１の時間周期で前記チューブに前記蠕動運動を与えるように前記加圧機構を制御する第１の運転モードと、前記第１の時間周期よりも短い第２の時間周期で前記チューブに前記蠕動運動を与えるように前記加圧機構を制御する第２の運転モードとを有する体腔拡張装置を提供する。

本発明によれば、体腔内に挿入されているチューブに加圧機構が繰り返し蠕動運動を与えることによって、チューブ内を介して流体を体腔内へ供給し、体腔を拡張することができる。
この場合に、加圧機構によるチューブの蠕動運動に伴い、チューブから体腔内へ吐出される流体の吐出圧力に周期的な脈動が発生し、この脈動に従って体腔内の圧力も時間変化する。加圧機構は、この脈動の時間周期が体動の時間周期よりも短くなるように、制御部によって制御されている。

すなわち、体腔内の圧力は、体動とチューブの蠕動運動とに起因して時間変化するが、時間変化の周波数が両者間では異なる。したがって、体腔内の圧力の時間変化データから、体動に起因する時間変化のみを周波数に基づいて抽出して観測することができる。これにより、一般的な簡易な蠕動ポンプの構成でありながら、体腔内の圧力の時間変化に基づく生体情報の観測を阻害することなく蠕動ポンプを用いて体腔を拡張することができる。

上記発明においては、前記加圧機構が、所定の軸を中心に回転するロータと、該ロータの外周部に、前記所定の軸に平行な軸を中心に周方向に回転可能に支持されたローラとを備え、前記制御部が、前記ロータの単位時間当たりの回転数を制御してもよい。
このようにすることで、ローラ方式の蠕動ポンプにおいて、ロータの回転数を制御することによって、蠕動運動の時間周期を容易に制御することができる。

また、上記発明においては、前記加圧機構が、前記ロータの周方向に略均等に配列された複数の前記ローラを備え、前記制御部が、前記ロータの１回転当たりの時間周期と前記ローラの数との商によって表される時間周期が前記体動の時間周期よりも短くなるように、前記ロータの前記回転数を制御してもよい。
このようにすることで、適切なロータの回転数を容易に算出することができる。

また、上記発明においては、前記ガスが、生体吸収性を有し、前記第１の時間周期は、前記体動の時間周期よりも短く、かつ、前記ガスの単位時間当たりの前記体腔への供給量が、前記体腔内において前記生体によって吸収される前記ガスの単位時間当たりの吸収量と略等しくなる時間周期であってもよい。
このようにすることで、流体として生体吸収性のガスを使用する場合に、第１の運転モードでは、体腔の容積を一定に維持し、第２の運転モードでは、体腔を拡張することができる。

また、上記発明においては、前記体腔内の圧力を測定する圧力測定部と、該圧力測定部によって測定された圧力の値を時系列に記憶することによって前記体腔内の圧力の時間変化を示す時系列データを取得し、該時系列データを解析する解析部とを備え、該解析部が、前記時系列データから、前記加圧機構による前記蠕動運動の時間周期に対応する周波数成分を除去してもよい。
このようにすることで、生体情報の観測にとってノイズとなるチューブの蠕動運動に起因する脈動を、時系列データから除去することができる。

また、上記発明においては、前記解析部が、前記蠕動運動の前記時間周期に対応する周波数成分を除去した時系列データから、前記生体の体動の時間周期を検出し、前記制御部が、前記解析部によって検出された前記生体の体動の時間周期の変化に追従して、前記加圧機構による前記蠕動運動の時間周期を変更してもよい。
このようにすることで、体腔の拡張中に体動の時間周期が変化したときに、体動の時間周期と蠕動運動の時間周期とが一定の関係を維持するように蠕動運動の時間周期も変化させることにより、時系列データに基づいて生体情報を常に正確に観測することができる。

また、上記発明においては、前記体動が、肺および横隔膜の動きと、心臓の拍動とのうち少なくとも１つであってもよい。
このようにすることで、心膜腔内の圧力の時間変化に基づく呼吸数および心拍数の観測を阻害することなく、心膜腔を拡張することができる。

また、本発明は、可撓性を有するチューブを半径方向に押圧するとともに押圧位置をチューブの長手方向に移動させることによって前記チューブに蠕動運動を与える加圧機構を備え、生体内の体腔に挿入された前記チューブを介して前記体腔にガスを供給することによって前記体腔を拡張する蠕動ポンプの制御方法であって、前記生体の体動の時間周期よりも短い第１の時間周期で前記チューブに蠕動運動を繰り返し与えるように前記加圧機構を制御する第１の運転モードと、前記第１の時間周期よりも短い第２の時間周期で前記チューブに前記蠕動運動を繰り返し与えるように前記加圧機構を制御する第２の運転モードとを有する蠕動ポンプの制御方法を提供する。

本発明によれば、簡易な構成でありながら、体腔内の圧力の時間変化に基づく生体情報の観測を阻害することなく蠕動ポンプを用いて体腔を拡張することができるという効果を奏する。

本発明の第１の実施形態に係る体腔拡張装置の概要を示す図である。 図１の体腔拡張装置の構成図である。 図２の体腔拡張装置が備える蠕動ポンプの構成図である。 通常状態において圧力センサによって測定される圧力の時間変化を示すグラフである。 蠕動ポンプを使用して心膜腔に流体を供給しているときに圧力センサによって測定される圧力の時間変化を示すグラフである。 蠕動ポンプの吐出圧力の時間変化を説明する図であり、（ａ）ローラの位置および（ｂ）圧力センサによって測定される圧力の時間変化を示す図である。 本発明の第２の実施形態に係る体腔拡張装置の動作を示すフローチャートである。 心拍周期の時間変化（上段）と、蠕動ンポンプの回転数の時間変化（下段）との関係を説明するグラフである。 図１の体腔拡張装置の変形例の概要を示す図である。

（第１の実施形態）
以下に、本発明の第１の実施形態に係る体腔拡張装置１００について図１から図６を参照して説明する。
まず、本実施形態に係る体腔拡張装置１００の概要について、図１を参照して説明する。
本実施形態に係る体腔拡張装置１００は、図１に示されるように、先端が心膜腔（体腔）Ｘ内に挿入されたチューブ１１，１２，１３を介して、炭酸ガスＡおよび液体Ｂの供給と吸引とを行うものであり、可撓性を有する３つのチューブ１１，１２，１３の各々に対して設けられたローラ方式の３つの蠕動ポンプ１，２，３を備えている。３つのチューブ１１，１２，１３の基端は、気体バッグ２１、液体バッグ２２および廃液バッグ２３にそれぞれ接続されている。

体腔拡張装置１００は、「拡張モード（第２の運転モード）」、「維持モード（第１の運転モード）」、「吸引モード」および「換気モード」の４種類の運転モードを有している。体腔拡張装置１００は、後述する制御部５が、ユーザによって選択された運転モードに応じて３つの蠕動ポンプ１，２，３を制御することによって、上記４種類の運転モードを実行するようになっている。

「拡張モード」は、心膜腔Ｘを拡張するための運転モードである。このモードにおいて、制御部５は、送気用の蠕動ポンプ１を回転させることによって、気体バッグ２１に収容されている炭酸ガスＡを送気用のチューブ１１を介して心膜腔Ｘ内に供給する。このときに、制御部５は、蠕動ポンプ１による炭酸ガスＡの単位時間当たりの輸送量（以下、各蠕動ポンプ１，２，３の単位時間当たりの輸送量を単に「輸送量」という。）が、心膜腔Ｘ内において生体によって吸収される炭酸ガスＡの単位時間当たりの吸収量（以下、単に「吸収量」という。）よりも多くなるように、蠕動ポンプ１の単位時間当たりの回転数（以下、単に「回転数」という。）を制御する。

「維持モード」は、心膜腔Ｘ内の圧力を一定に維持して心膜腔Ｘの容積を一定に維持するための運転モードである。このモードにおいて、制御部５は、「拡張モード」と同様に送気用の蠕動ポンプ１を回転させるが、該蠕動ポンプ１の輸送量が、生体による炭酸ガスＡの吸収量（例えば、５〜２０ｍＬ／分）と略等しくなるように、蠕動ポンプ１の回転数を制御する。

「吸引モード」は、心膜腔Ｘ内に溜まっている炭酸ガスＡまたは液体Ｂを吸引によって生体外へ排出するための運転モードである。このモードにおいて、制御部５は、吸引用の蠕動ポンプ３を、他の２つの蠕動ポンプ１，２とは逆方向に回転させることによって、心膜腔Ｘ内の炭酸ガスＡまたは液体Ｂを廃液バッグ２３に輸送する。廃液バッグ２３の内部は外気に開放されており、液体Ｂは廃液バッグ２３に貯留し、炭酸ガスＡは廃液バッグ２３から外気へ放出されるようになっている。

「換気モード」は、心膜腔Ｘ内に溜まっている炭酸ガスＡを新鮮なものに交換するための運転モードである。このモードにおいて、制御部５は、蠕動ポンプ１および蠕動ポンプ３を回転させることによって、炭酸ガスＡの供給と排出とを並行して行わせる。このときに、制御部５は、炭酸ガスＡの正味の供給量と排出量とが等しくなるように、すなわち、蠕動ポンプ１の輸送量が蠕動ポンプ３の輸送量よりも生体の吸収量の分だけ多くなるように、各蠕動ポンプ１，３の回転数を制御する。あるいは、送気用のチューブ１１の内径を吸引用のチューブ１３の内径よりも太くし、２つの蠕動ポンプ１，３を同一の回転数で回転させてもよい。

「換気モード」においては、送液用の蠕動ポンプ２を回転させることによって、液体バッグ２２に収容されている生理食塩水のような液体Ｂを送液用のチューブ１２を介して心膜腔Ｘに供給してもよい。この場合、液体Ｂの供給中は、炭酸ガスＡの供給を一時的に中断するか、または、炭酸ガスＡおよび液体Ｂの輸送量の合計が「維持モード」における炭酸ガスＡの輸送量と略等しくなるようにすることが好ましい。

次に、本実施形態に係る体腔拡張装置１００についてさらに詳細に説明する。
図２は、体腔拡張装置１００の構成を示している。ただし、図２において、図を簡略にするために、送液用および吸引用の構成、すなわち、蠕動ポンプ２，３と、チューブ１２，１３と、液体バッグ２２と、排液バッグ２３との図示を省略している。

本実施形態に係る体腔拡張装置１００は、図２に示されるように、送気用の蠕動ポンプ１に対して設けられた圧力センサ４と、３つの蠕動ポンプ１，２，３を制御する制御部５と、圧力センサ４による測定データを処理する解析部６とを備えている。

蠕動ポンプ１は、ローラ方式であり、図３に示されるように、ハウジング７と、円柱状のロータ（加圧機構）８と、該ロータ８の外周部に周方向に略均等に設けられた円柱状の３つのローラ（加圧機構）９とを備えている。なお、図３には、送気用の蠕動ポンプ１が示されているが、他の蠕動ポンプ２，３も同じ構成を有している。

ハウジング７は、円弧状の壁７ａを有し、この壁７ａとロータ８の外周面との間にチューブ１１の外径と略等しい幅の隙間が形成されるように、ロータ８がハウジング７に設けられている。チューブ１１は、壁７ａとロータ８の外周面との間の隙間に挟まれ、壁７ａとロータ８の外周面とによって保持されている。

ロータ８は、その中心軸（所定の軸）を中心に周方向に回転可能にハウジング７に保持されている。ローラ９は、ロータ８の中心軸と平行なその中心軸を中心に周方向に回転可能にロータ８に保持されている。

３つのローラ９は、ロータ８の外周よりも半径方向外方に突出しており、ロータ８の回転によって、チューブ１１を半径方向に押し潰しながら該チューブ１１の長手方向に沿って移動する。これにより、３つのローラ９によって順番にチューブ１１に蠕動運動が繰り返し与えられ、チューブ１１内において炭酸ガスＡが基端から先端に向かって送られるようになっている。このときの蠕動ポンプ１の炭酸ガスＡの輸送量は、ロータ８の回転数によって決定される。

圧力センサ４は、心膜腔Ｘ内の圧力（心膜腔内圧）を測定するセンサであり、蠕動ポンプ１よりも先端側におけるチューブ１１の内部の圧力を、心膜腔内圧として測定する。

ここで、圧力センサ４によって測定される心膜腔内圧の時間変化について説明する。
心膜腔内圧は、蠕動ポンプ１，２，３によって炭酸ガスＡおよび液体Ｂの供給および吸引を行っていない通常状態において、呼吸および心拍によって心膜腔Ｘの容積が変化することに伴い、呼吸および心拍に同期して周期的に変化する。したがって、圧力センサ４によって測定される心膜腔内圧の時系列データは、図４に示されるように、呼吸に起因する振動波形と心拍に起因する振動波形とが重畳した波形を有する。図４において、比較的小さな周波数（＝１／Ｔｂ）と比較的大きな振幅とを有する振動が、呼吸に起因するものであり、比較的大きな周波数（＝１／Ｔｈ）と比較的小さな振幅とを有する振動が、心拍に起因するものである。

一方、蠕動ポンプ１によって心膜腔Ｘ内へ炭酸ガスＡを供給する「拡張モード」および「維持モード」の実行中において、心膜腔内圧の時系列データには、図５に示されるように、３つのローラ９がチューブ１１に与える蠕動運動に同期した周期的な脈動がさらに加わる。この脈動は、チューブ１１の蠕動運動に起因して蠕動ポンプ１の吐出圧力が周期的に変化することによって発生するものである。

図６（ａ），（ｂ）は、心膜腔内圧の脈動を説明する図であり、時刻ｔ＝ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４，ｔ５における、ローラ９の位置（図６（ａ）参照。）と圧力センサ４によって測定される心膜腔内圧（図６（ｂ）参照。）との関係を示している。図６（ｂ）のグラフにおいて、呼吸および心拍に起因する心膜腔内圧の時間変化は除外されている。

３つのローラ９のうち黒色で示されるローラ９に着目すると、圧力センサ４によって測定される圧力は、ローラ９がチューブ１１を押し潰しながら移動している間（ｔ＝ｔ１〜ｔ３）において漸次上昇し、ローラ９がチューブ１１から離れたとき（ｔ＝ｔ４，ｔ５）に急激に下降する。３つのローラ９が順番にこのような圧力の変動をもたらすことによって、圧力センサ４によって測定される心膜腔内圧の時系列データには、ロータ８が１回転する間に３回、比較的小さな振幅を有する脈動が現れる。

そこで、制御部５は、脈動の時間周期（以下、「脈動周期」という。）Ｔｐが、呼吸および心拍の時間周期（以下、「呼吸周期」および「心拍周期」という。）Ｔｂ，Ｔｈよりも十分に短くなるように、ロータ８の最小回転数Ｒｍｉｎを設定する。具体的には、最小回転数Ｒｍｉｎとローラ９の数（ｎ＝３）との積（＝Ｒｍｉｎ×ｎ）の逆数が脈動周期Ｔｐとなる。通常は呼吸周期Ｔｂよりも心拍周期Ｔｈの方が十分に短いので、制御部５は、１／（Ｒｍｉｎ×ｎ）＜Ｔｈとなるような最小回転数Ｒｍｉｎを設定する。

一方、蠕動ポンプ１は、「維持モード」において、最も小さい輸送量で炭酸ガスＡを心膜腔Ｘ内へ供給する。すなわち、上記最小回転数Ｒｍｉｎは、「維持モード」における蠕動ポンプ１の回転数となる。したがって、蠕動ポンプ１が最小回転数Ｒｍｉｎで回転したときの炭酸ガスＡの輸送量が生体による炭酸ガスＡの吸収量と略等しくなるように、チューブ１１およびロータ８の径寸法が設計される。

例えば、心膜腔Ｘの拡張中における生体の呼吸数（＝呼吸周期Ｔｂの逆数）および心拍数（＝心拍周期Ｔｈの逆数）がそれぞれ、心拍数＝２回／秒、呼吸数＝０．２回／秒であり、生体による炭酸ガスＡの吸収量が１０ｍＬ／分であると仮定した場合、ロータ８の最小回転数は、２分の３回／秒（すなわち、４０回転／分）よりも大きく設定される。そして、ロータ８が回転数４０回／分で回転したときに、ロータ８が１回転する毎に４ｍＬの炭酸ガスＡが輸送されるように、チューブ１１およびロータ８の径寸法が設計される。

解析部６は、圧力センサ４から心膜腔内圧の測定値を受け取り、受け取った測定値を時系列で記憶することによって、図４および図５に示されるような、心膜腔内圧の時間変化を表す時系列データを取得する。この時系列データには、呼吸周期Ｔｂ、心拍周期Ｔｈおよび脈動周期Ｔｐに対応する３つの周波数成分が含まれている。解析部６は、時系列データに対してローパスフィルタ処理を施すことによって、時系列データから、３つの周波数成分のうち脈動周期Ｔｐに対応する最も高い周波数成分を除去する。これにより、呼吸周期Ｔｂおよび心拍周期Ｔｈに対応する周波数成分のみを含む時系列データが得られる。

解析部６は、ローパスフィルタ処理後の時系列データを図示しないモニタに表示する。または、解析部６は、ローパスフィルタ処理後の時系列データから呼吸数および心拍数を検出し、検出された呼吸数および心拍数をモニタに表示する。これにより、ユーザは、モニタに表示されている時系列データ、または、呼吸数および心拍数によって生体の心肺機能を観測しながら、心膜腔Ｘを拡張することができる。

なお、解析部６は、ローパスフィルタ処理に代えて、フーリエ変換処理を用いてもよい。すなわち、時系列データにフーリエ変換を実行し、得られた周波数スペクトルから脈動周期Ｔｐに対応する周波数を除去した後、周波数スペクトルを逆フーリエ変換すればよい。

ここで、呼吸周期Ｔｂおよび心拍周期Ｔｈと脈動周期Ｔｐとが略等しい場合、時系列データにおいて、呼吸および心拍に起因する時間変化と、蠕動ポンプ１の脈動に起因する時間変化とを区別することが難しい。

本実施形態の体腔拡張装置１００によれば、「拡張モード」および「維持モード」において、脈動周期Ｔｐが呼吸周期Ｔｂおよび心拍周期Ｔｈよりも常に十分に短くなるように、蠕動ポンプ１の回転数が制御部５によって制御される。したがって、解析部６に取得された心膜腔内圧の時系列データにおいて、これら２種類の時間変化を周波数の違いに基づいて正確に分離することが可能となる。これにより、蠕動ポンプ１１によって、時系列データに基づく心肺機能の観測に影響を与えることなく炭酸ガスＡを供給することを可能とし、解析部６によって出力された時系列データを用いて生体の心肺機能を正確に観測することができるという利点がある。また、蠕動ポンプ１の回転数を制御するだけでこのような時系列データが取得されるので、汎用の蠕動ポンプ１を使用した簡易な構成とすることができる。

なお、本実施形態においては、一例として３つのローラ９を有する蠕動ポンプ１について説明したが、ローラ９の数は、これに限定されるものではない。例えば、蠕動ポンプ１は、２つまたは４つのローラ９を備えていてもよい。制御部５は、ローラ９の数の増加または減少に応じて、蠕動ポンプ１の最小回転数Ｒｍｉｎを減少または増加すればよい。

また、本実施形態においては、圧力センサ４を用いることとしたが、これに代えて、流量センサを用いてもよい。
心膜腔内圧が上昇すると流量センサによって測定される流量が減少し、心膜腔内圧が低下すると流量センサによって測定される流量が増加する。このような流量と心膜腔内圧との関係に基づき、流量センサの測定値の時系列データを、上述の心膜腔内圧の時系列データの代わりに用いることができる。
このようにすることで、圧力センサ４を用いた場合と同様の効果を得ることができる。

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態に係る体腔拡張装置１００について図７および図８を参照して説明する。なお、本実施形態においては、第１の実施形態と異なる点について主に説明し、第１の実施形態と共通する構成については同一の符号を付して説明を省略する。
本実施形態に係る体腔拡張装置１００は、解析部６が、取得した心膜腔内圧の時系列データから少なくとも心拍周期Ｔｈを検出し、制御部５が、解析部６によって検出された心拍周期Ｔｈの時間変化に基づいてロータ８の回転数を変更する点において、第１の実施形態と異なっている。

図７は、本実施形態に係る体腔拡張装置１００の動作を示すフローチャートである。制御部５は、図７に示されるように、まず、蠕動ポンプ１，２，３を停止した状態で、圧力センサ４に心膜腔内圧の測定を開始させて心膜腔内圧の時系列データを取得させる（ステップＳ１）。解析部６は、取得された時系列データから心拍周期Ｔｈ０を検出する（ステップＳ２）。

次に、制御部５は、解析部６によって検出された心拍周期Ｔｈ０に基づいて、蠕動ポンプ１の「拡張モード」および「維持モード」におけるロータ８の回転数を設定する（ステップＳ３）。例えば、制御部５は、脈動周期Ｔｐが心拍周期Ｔｈ０の２分の１になるように、「維持モード」におけるロータ８の最小回転数Ｒｍｉｎを設定する。また、制御部５は、「拡張モード」におけるロータ８の回転数を最小回転数Ｒｍｉｎよりも大きな値に設定する。

次に、制御部５は、「拡張モード」を実行し、蠕動ポンプ１による心膜腔Ｘへの炭酸ガスＡの供給を開始する（ステップＳ４）。炭酸ガスＡの供給開始後、解析部６は、新たに取得される時系列データから心拍周期Ｔｈを検出し（ステップＳ５）、制御部５は、解析部６によって検出される心拍周期Ｔｈを監視する（ステップＳ６）。そして、図８に示されるように、最初に検出した心拍周期Ｔｈ０からの最新の心拍周期Ｔｈのずれ量が所定の量（例えば、±１０％）を超えたときに（ステップＳ６のＮＯ）、最新の心拍周期Ｔｈに基づいて（ステップＳ７）、制御部５は、ステップＳ３と同じ方法で「拡張モード」および「維持モード」におけるロータ８の回転数を再設定する（ステップＳ８）。

このように、本実施形態によれば、炭酸ガスＡの供給中に心拍周期Ｔｈが変化した場合に、心拍周期Ｔｈの変化に追従してロータ８の回転数が変更されることにより、最初に設定した心拍周期Ｔｈと脈動周期Ｔｐとの関係が維持される。これにより、解析部６に取得される時系列データにおいて、心拍に起因する時間変化の周波数と、蠕動ポンプ１による脈動に起因する時間変化の周波数との差異が、常に最適に維持されるので、時系列データに基づいて常に正確に心肺機能を観測することができるという利点がある。

なお、第１および第２の実施形態においては、送気、送液および吸引のための３つのチューブ１１，１２，１３の各々に対して蠕動ポンプ１，２，３を設けることとしたが、これに代えて、図９に示されるように、３つのチューブ１１，１２，１３に対して共通の蠕動ポンプ１を設けてもよい。この場合、吸引用のチューブ１３は、他の２つのチューブ１１，１２に対して輸送方向が逆方向になるように、蠕動ポンプ１に対して設置される。

各チューブ１１，１２，１３には、ピンチバルブのような、チューブ１１，１２，１３の途中位置を開閉するバルブＶ１，Ｖ２，Ｖ３が設けられ、制御部５が、運転モードに応じてこれらバルブＶ１，Ｖ２，Ｖ３の開閉を制御する。具体的には、「拡張モード」および「維持モード」においては、バルブＶ１のみが開放され、「吸引モード」においては、バルブＶ３のみが開放され、「換気モード」においては、バルブＶ１およびバルブＶ３が開放される。「換気モード」においては、炭酸ガスＡの正味の供給量と吸引量とが略等しくなるように、チューブ１１，１３の内径に応じて吸引用のバルブＶ３を間欠的に開けてもよい。また、バルブＶ２を開放して送液する場合、送液量に応じてバルブＶ１による送気量を減らしてもよい。

また、第１および第２の実施形態においては、ローラ方式の蠕動ポンプ１，２，３について説明したが、チューブ１１，１２，１３の長手方向に沿って一列に配置されチューブ１１，１２，１３を半径方向に押圧する複数のフィンガ（加圧機構）を備え、該複数のフィンガを順番に駆動することによってチューブ１１，１２，１３に蠕動運動を与えるフィンガ方式の蠕動ポンプを使用してもよい。

フィンガ方式の蠕動ポンプを使用した場合も、ローラ方式の蠕動ポンプ１１を使用した場合と同様に、チューブ１１の蠕動運動に起因して心膜腔内圧の時系列データに脈動が現れる。したがって、この脈動周期Ｔｐが呼吸周期Ｔｂおよび心拍周期Ｔｈよりも十分に大きくなるように、フィンガを駆動する時間周期を制御することによって、生体情報の観測に影響を与えることなく炭酸ガスＡを供給することができる。

また、第１および第２の実施形態においては、心膜腔Ｘを拡張する場合について説明したが、体腔拡張装置１００は、胸腔や腹腔などの他の体腔の拡張にも使用することができる。

また、第１および第２の実施形態においては、炭酸ガスＡを用いて体腔を拡張する場合について説明したが、体腔の拡張に使用される流体はこれに限定されるものではなく、他の流体を使用してもよい。
流体として非生体吸収性のものを使用する場合には、体腔内に供給された流体はそのまま体腔内に留まるため、「維持モード」においては、流体の供給を停止し、「拡張モード」においては、最初回転数Ｒｍｉｎ以上の回転数で蠕動ポンプ１を回転させればよい。

１００ 体腔拡張装置
１，２，３ 蠕動ポンプ
４ 圧力センサ
５ 制御部
６ 解析部
７ ハウジング
８ ロータ（加圧機構）
９ ローラ（加圧機構）
１１，１２，１３ チューブ
２１ 気体バッグ
２２ 液体バッグ
２３ 廃液バッグ
Ａ 炭酸ガス（流体、ガス）
Ｂ 液体
Ｘ 心膜腔（体腔）

Claims (8)

1. 生体内の体腔に挿入されたチューブを介して前記体腔にガスを供給することによって前記体腔を拡張する体腔拡張装置であって、
   可撓性を有する前記チューブを半径方向に押圧するとともに押圧位置を前記チューブの長手方向に移動させることによって前記チューブに蠕動運動を与える加圧機構と、
   前記生体の体動の時間周期よりも短い時間周期で前記チューブに蠕動運動を繰り返し与えるように前記加圧機構を制御する制御部とを備え、
   該制御部が、
   第１の時間周期で前記チューブに前記蠕動運動を与えるように前記加圧機構を制御する第１の運転モードと、前記第１の時間周期よりも短い第２の時間周期で前記チューブに前記蠕動運動を与えるように前記加圧機構を制御する第２の運転モードとを有する体腔拡張装置。
2. 前記加圧機構が、
   所定の軸を中心に回転するロータと、
   該ロータの外周部に、前記所定の軸に平行な軸を中心に周方向に回転可能に支持されたローラとを備え、
   前記制御部が、前記ロータの単位時間当たりの回転数を制御する請求項１に記載の体腔拡張装置。
3. 前記加圧機構が、前記ロータの周方向に略均等に配列された複数の前記ローラを備え、
   前記制御部が、前記ロータの１回転当たりの時間周期と前記ローラの数との商によって表される時間周期が前記体動の時間周期よりも短くなるように、前記ロータの前記回転数を制御する請求項２に記載の体腔拡張装置。
4. 前記ガスが、生体吸収性を有し、
   前記第１の時間周期は、前記体動の時間周期よりも短く、かつ、前記ガスの単位時間当たりの前記体腔への供給量が、前記体腔内において前記生体によって吸収される前記ガスの単位時間当たりの吸収量と略等しくなる時間周期である請求項１から請求項３のいずれかに記載の体腔拡張装置。
5. 前記体腔内の圧力を測定する圧力測定部と、
   該圧力測定部によって測定された圧力の値を時系列に記憶することによって前記体腔内の圧力の時間変動を示す時系列データを取得し、該時系列データを解析する解析部とを備え、
   該解析部が、前記時系列データから、前記加圧機構による前記蠕動運動の時間周期に対応する周波数成分を除去する請求項１から請求項４のいずれかに記載の体腔拡張装置。
6. 前記解析部が、前記蠕動運動の前記時間周期に対応する周波数成分を除去した時系列データから、前記生体の体動の時間周期を検出し、
   前記制御部が、前記解析部によって検出された前記生体の体動の時間周期の変化に追従して、前記加圧機構による前記蠕動運動の時間周期を変更する請求項５に記載の体腔拡張装置。
7. 前記体動が、肺および横隔膜の動きと、心臓の拍動とのうち少なくとも１つである請求項１から請求項６のいずれかに記載の体腔拡張装置。
8. 可撓性を有するチューブを半径方向に押圧するとともに押圧位置をチューブの長手方向に移動させることによって前記チューブに蠕動運動を与える加圧機構を備え、生体内の体腔に挿入された前記チューブを介して前記体腔にガスを供給することによって前記体腔を拡張する蠕動ポンプの制御方法であって、
   前記生体の体動の時間周期よりも短い第１の時間周期で前記チューブに蠕動運動を繰り返し与えるように前記加圧機構を制御する第１の運転モードと、
   前記第１の時間周期よりも短い第２の時間周期で前記チューブに前記蠕動運動を繰り返し与えるように前記加圧機構を制御する第２の運転モードとを有する蠕動ポンプの制御方法。

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