JPH01236061A - 医療ポンプ駆動装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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、人工心臓や大動脈内バルーンポンプなど医療
ポンプを駆動する装置に関し、特に医療ポンプに印加す
る流体１「の制御に関する。

［従来の技術］ 医療ポンプに収縮及び膨張の動作を行なわせるため、こ
の種の医療ポンプを駆動する装置は、正圧と負圧とを流
体圧として交互に出力するように構成されている。

ところで、人工心臓や大動脈内バルーンポンプの駆動に
おいては、安全性及びイ８頼性を高めるため、様々な難
題を解決する必要がある。

例えば、大動脈内バルーンポンプは、膨張／収縮部分が
非常に薄い樹脂で構成されているので、必要以上に高い
圧力を印加すると破裂する恐れがあるし、印加圧力が小
さいと、膨張／収縮時の立上り／立下がりか遅くなり充
分な効果か得られない場合がある。しかし、好ましい圧
力は、使用するバルーンの種類や使用環境に応して大き
く異なる。

バルーンの膨張量を任意に変えたい場合もあるが、その
種の制御は非常に短しい。更に、万一、バルーンが破裂
した場合には、それを早く知る必要があるが、生体内に
位置するバルーンの破裂の有無を知るのは難しい。

また、人工心臓の駆動においては、ポンプのサック中に
血液が滞留すると血栓が生じる。血栓の発生をなくする
ためには、サックをその全ストロークに渡って常時動か
す必要がある。即ち、サックが充分に収縮しないと、サ
ック内で血液の一部が滞留し、血栓が生じる可能性が高
い。しかし、血栓をなくするために過大な駆動圧力を印
加すると、サックとストロークエンド壁との衝突によっ
て、血液がすりつぶされ、溶血が発生し易い。

［発明が解決しようとする問題点コ 従来の医療ポンプの駆動制御においては、生体の心電図
の検出や、駆動装置が出力する圧力の検出のみによって
駆動圧力の制御を行なっているので、上述のような１Ｊ
１１題は充分に解決されていない。

また、駆動圧力波形の微妙な変化を検出して血液ポンプ
サックの停止の有無を検出する方法が提案されているが
、この方法は検出が難しく、しかも過大な圧力をポンプ
サックに印加する必要があるので好ましくない。

本発明は、上述の様々な粱題を確実に解決しうる医療ポ
ンプ駆動装置を提供す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］ 上記目的を達成するため、本発明においては、医療ポン
プを駆動する流体を通す流路中に、駆動流体の流速を検
出する検出手段を設ける。即ち、駆動流体の流速は、医
療ポンプの膨張／収縮の状態と非常に大きな関連がある
。例えば、大動脈内）＜ルーンポンプを膨張させる場合
、バルーンに正圧を印加すると流速は急激に増大し、バ
ルーンの膨張量の増大に伴なって流速は徐々に減小し、
バルーンが完全に膨張すると流速は零になる。また、バ
ルーンに負圧を印加すると流速は急激に増大し、バルー
ンの収縮の進行に伴なって流速は徐々に減小し、バルー
ンが完全に収縮すると流速は零になる。つまり、駆動流
体の流速が実質上零になったか否かを検出することによ
り、医療ポンプが完全に膨張状態又は収縮状態になった
か否かを知ることができる。

本発明の１つの態様においては、駆動流体の流速が零に
なるタイミングを検出し、そのタイミングに同期して、
医療ポンプに印加する駆動流体の正圧と負圧との切換え
を行なう。

［作用］ 人工心臓ポンプを駆動する場合、正圧を印加している時
にサックが実質上完全に収縮すると駆動流体の流速が零
になり、負圧を印加している時にサックが実質上完全に
膨張すると駆動流体の流速が零になる。従って、流速が
零になるタイミングに同期して正圧と負圧との切換えを
行なうと、駆動流体の圧力の大小に関わらず、サックは
、常に完全収縮状態と完全膨張状態の間の全ストローク
に渡って駆動され、しかも、完全収縮状態又は完全膨張
状態で休止することがなくなるので、血液のサック内で
の滞留は皆無になる。また、サックが過大収縮すること
がないので、サックとストロークエンド壁とによって血
液がすりつぶされる恐れはない。

また、本発明のもう１つの態様においては、駆動流体の
正圧と負圧とを切換える切換弁の出力に遮断弁を設ける
とともに、駆動流体の流速が零になるタイミングを検出
し、そのタイミングに同期して前記遮断弁を閉制御する
。

大動脈内バルーンポンプの場合、バルーンを膨張させる
タイミングになったら、バルーンに正圧を印加してなる
へく早くそれを膨張させ、所定の膨張状態になったらそ
れを維持し、次にバルーンを収縮させるタイミングにな
ったら、バルーンに負圧を印加してなるべく早くそれを
収縮させ、収縮状態になったらそれを維持するように制
御する。

駆動流体の流速が実質上零になるタイミングは、バルー
ンが完全に膨張した状態又は完全に収縮した状態と一致
するので、それに同期して遮断弁を閉しることにより、
圧力発生源が過大な正圧及び負圧を出力する場合であっ
ても必要以上の圧力がバルーンに印加される恐れがない
ので、バルーンに過大応力が加わらず、破裂等を生じる
可能性は皆無になる。また、流速が零になるタイミング
を知ることによって、バルーンの膨張／収縮に要する応
答時間が分かるので、その応答時間を基準にして、流速
が零になる前に遮断弁を閉じれば、バルーンの膨らみ状
態を１００％以下の任意の状態に設定しうる。

また、本発明の更にもう１つの態様においては、例えば
発光素子などの異常報知手段を設けるとともに、駆動流
体の流速が零になるタイミングを検出し、そのタイミン
グに基づいて、ポンプの膨張／収縮の応答時間を測定し
、測定した応答時間が異常である時には異常報知手段を
付勢する。

これによれば、様々な異常を検出し、それを検出した時
にオペレータに報知できろ。即ち、通常であれば、ポン
プの膨張及び収縮は個々のポンプの種類や駆動圧力など
に応じて定まる所定時間内に完了する。ところが、バル
ーンポンプが破裂したり、駆動ホースに折れ、つぶれ、
詰まり等々が生じると、膨張及び／又は収縮に異常に長
い時間が必要になる。この応答時間は、ポンプに正圧又
は負圧を印加してから、流速が零になるまでの時間とし
て測定できる。従って、測定した応答時間が異常に長い
場合に報知手段を付勢すれば、各種異常の発生をオペレ
ータに知らせることができる。

本発明の他の目的及び特徴は、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。

［実施例］ 第１図に、本発明を実施する一形式の医療ポンプ駆動装
置の流体回路の構成を示す。６０Ｌ及び６０Ｒが人工心
臓であり、６０Ｂが大動脈内バルーンポンプである。人
工心臓６０Ｌ、６０Ｒ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、即ち膨張／収縮を繰
り返し、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１１ｍ６０Ｌ、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。

バルーンポンプ６０Ｂは、駆動チューブ２ｃに印加する
流体圧を脈動させることにより、生体の大動脈内に挿入
される先端のバルーン部分が膨張及び収縮し、生体の心
臓の働きを助ける。

この例では、駆動装置の出力ホース１２に、駆動チュー
ブ２ａ、２ｂ及び２ｃのいずれかを選択的に接続可能に
なっている。具体的には後述するが、この駆動装置の動
作には、人工心臓モートとバルーンモートとが備わって
おり、出力ホース１２に接続するポンプの種類に応じて
、スイッチで駆動装置の動作モードを切換えて駆動する
ように構成しである。

この例では、駆動装置の流体回路は、流体アイソレータ
ＡＧＡによって２つに区分されている。流体アイソレー
タＡＧＡの一次側（第１図の左側）には空気が充填され
、二次側にはヘリウムガスが充填される。

まず、流体アイソレータＡＧＡの一次側の流体回路を説
明する。コンプレッサ７１の出力端が、電磁弁５１の入
力端に接続され、電磁弁５１の出力端は蓄圧タンクＡＣ
Ｉ内に開放されている。また、真空ポンプ７２の出力端
が電磁弁５４の入力端に接続され、電磁弁５４の出力端
が蓄圧タンクＡＣ２内に開放されている。これらの電磁
弁５１及び５４は、調圧弁として機能する。

また、蓄圧タンクＡＣＩ及びＡＣ２の内空間に、それぞ
れ、電磁弁５２及び５５の入力端が開放されており、電
磁弁５２の出力端と電磁弁５５の出力端は、パイプ５０
によって互いに結合されている。このパイプ５０の一端
が、流体アイソレータＡＧＡの一次側の端子に接続され
ている。蓄圧タンクＡＣＩ及びＡＣ２の内部には、流体
圧を検出するための圧力センサＰＳ１及びＰＳ２がそれ
ぞれ配置されている。

流体アイソレータＡＧＡは、ダイアフラムを含む可動部
によってその一次側と二次側とを気密に分離している。

ダイアフラムの偏移によって、アイソレーター次側の流
体圧変化が二次側の流体回路に伝達される。

流体アイソレータＡＧＡの二次側の流体回路には、ヘリ
ウ１１タンクＨＴ　Ａが備わっている。ヘリウムタンク
ＦＩＴＡ内のヘリウムガスは、調圧弁５３及び電磁弁５
９を介して、流体アイソレータＡＧＡの二次側流路に供
給される。電磁弁５８は、二次側流体を排気するための
利用される。流体アイソレータＡＧＡの二次側のパイプ
４９は、電磁弁５６を介して、出力ホース１２に接続さ
れている。

電磁弁５６は、バルーンモートにおいて、遮断弁として
利用される。

出力ホース１２の一部分を第２ａ図に拡大して示す。第
２ａ図を参照すると、流速センサのセンサチップ９が、
内周面に表面が露出する形で、出力ホース１２の壁内に
埋め込まれている。センサチップ９と電気的に接続され
たリード線ｌＯは、出力ホース１２の外側に引き出され
ている。また、絶縁と固定のために、リート線１０の周
囲はエポキシ樹脂１１で固めである。

第２ｂ図に、センサチップ９の構成を示す。第２ｂ図を
参照すると、シリコン単結晶１５の上に酸化膜１７が形
成され、その上にヒータ部１４が形成されている。また
、シリコン単結晶１５上の別の位置には、白金フィルム
１６が固着され、その上に温度センサ部１３が形成され
ている。

第４図に、センサチップ９を接続した流速検出回路ＡＦ
Ｄの構成を示す。第４図を参照して流速検出の原理を説
明する。温度センサ部１３及びヒータ部１４は、各々抵
抗体であり、前者は外気、即ちヘリウムガスの温度に応
じた抵抗値を示す。

また後者は、その発熱量とその周囲の熱抵抗とに応じた
抵抗値を示すが、熱抵抗はヘリウムガスの流速に応じて
変化する。つまり、出力ホース１２内を流れるヘリウム
ガスの流速に応じて、ヒータ部１４の抵抗値が変わる。

第４図に示す回路においては、差動増幅器ＡＭＰの２つ
の入力端の電圧が略等しい平衡状態に常時維持される。

流速が大きくなり、ヒータ部１４の温度が下がってその
抵抗値が小さくなると、増幅器ＡＭＰの非反転側の入力
端子の電圧が高くなり、増幅器ＡＭＰの出力電圧が高く
なり、トランジスタＱ１の出力電圧がより高くなって、
ヒータ部１４に流れる電流が増大し、ヒータ部１４の抵
抗値が増大するので、回路は平衡状態に戻る。従って、
この回路の出力端子の電圧（Ｓｖａ）は、ヒータ部１４
の表面を通るヘリウムガスの流速に応じて定まる。

第３図に、実施例の医療ポンプ駆動装置の電装部の構成
概略を示す。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。第４図に示した
流速検出回路ＡＦＤと、４つの圧力センサＰｓｉ、ＰＳ
２．ＰＳ３．ＰＳ４がＡ／Ｄ変換器１１０を介して、マ
イクロコンピュータ１００に接続されている。タイミン
グ信号生成回路１３０は、バルーンモートにおいて、バ
ルーンポンプ６０Ｂに印加する圧力の正圧と負圧との切
換えタイミングを示す信号を生成する。この信号は、生
体に接続された心電計１２０からのＲ波信号に基づいて
生成される。

電磁弁５１，５２，５４，５５，５６，５７．５８及び
５９は、ドライバ１５０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。

操作ボード１４０は、図示しないが、様々な入力用のキ
ースイッチと多数の表示器を備えている。

キースイッチには、駆動圧力を調整するキー、拍動周期
を調整するキー、バルーンモードと人工心臓モードを切
換えるモードキー、バルーンポンプの膨らみ量調整モー
ドを指定するモードキー及びバルーンの膨らみ量を設定
するテンキーが備わっている。

また、マイクロコンピュータ１００の出力ポートには、
異常表示用の発光ダイオードＬＥＤが接続されている。

第７ａ図、第７ｂ図及び第７Ｃ図に、第３図のマイクロ
コンピュータ１００の主要動作の内容を示す。なお、第
７Ｃ図に示す処理は、マイクロコンピュータ１００の内
部タイマによって定周期で発生するタイマ割込要求に応
答して割込みで実行される。以下、各図を参照して、マ
イクロコンピュータ１００の動作を説明する。

まず、第７ａ図を参照する。電源がオンすると、初期化
を行なう。即ち、内部メモリの内容をクリアし、出力ポ
ートを初期レベルに設定し、各種パラメータを初期値に
設定し、タイマや割込みのモ一ド設定を行なう。

ステップ１では、フラグＦ１の状態を識別する。

このフラグＦ１は、人工心臓を駆動する動作モード、即
ち人工心臓モートの時に１に設定され、大動脈内バルー
ンポンプを駆動する動作モード、即ちバルーンモードの
時にＯにクリアされる。ステップ２以降の第７ａ図に示
す処理が、人工心臓モードの処理であり、第７ｂ図に示
す処理がバルーンモートの処理である。

まず、人工心臓モードの処理を説明する。ステップ２で
は、電磁弁５２の状態を識別する。電磁弁５２が開状態
、即ち人工心臓ポンプ６０Ｌ（又は６０Ｒ）に正圧を印
加する時には、ステップ３に進み、そうでなければ、即
ち負圧を印加する時にはステップ５に進む。

正圧を印加する時には、次のように処理する。まず、ス
テップ３で、流速信号Ｓｖａのレベルをしきい値ＴＨｏ
　と比較する。このしきい値ＴＨｏは非常に小さい値で
ある。出力ホース１２を通るヘリウムガスの流速が実質
上界の場合、即ち、３ｖａ　（ＴＨｏならステップ４を
実行する。つまり、電磁弁５２を閉じて電磁弁５５を開
き、人工心臓に印加する圧力を正圧から負圧に切換える
。

また、収縮時間タイマＴＭｓｙｓの内容をレジスタＲｓ
ｙｓにストアし、拡張時間タイマＴＭｄｉａの内容をク
リアする。

負圧を印加する時には、次のように処理する。まず、ス
テップ５で、流速信号Ｓｖａのレベルをしきい値Ｔ　Ｈ
ｏ　と比較する。出力ホース１２を通るヘリウムガスの
流速が実質上界の場合、即ち、ＳｖａくＴＨｏならステ
ップ６を実行する。つまり、電磁弁５２を開いて電磁弁
５５を閉じ、人工心臓に印加する圧力を負圧から正圧に
切換える。

また、拡張時間タイマＴＭｄｉａの内容をレジスタＲｄ
ｉａにストアし、収縮時間タイマＴＭｓｙｓの内容をク
リアする。

つまり、この実施例においては、人工心臓の収縮期と拡
張期との切換えは、ヘリウムガスの流速が実質上界にな
った状態、即ち人工心臓が完全な拡張状態又は収縮状態
になった時に行なわれる。従つて、人工心臓の拡張動作
が完了すると、休止することなく直ちに収縮動作に移行
し、収縮動作が完了すると、休止することなく直ちに拡
張動作に移動する。

このため、この実施例では、人工心臓の拡張／収縮は生
体の状態に対して非同期であり、人工心臓の動作の拡張
期、収縮期及び拍動周期は、人工心臓ポンプの拡張速度
及び収縮速度に応じて定まる。

またこの実施例においては、拍動周期を設定した周期に
維持するために、人工心臓の拡張期及び収縮期の時間を
測定し、拍動周期が設定した周期と一致するように、人
工心臓に印加する駆動圧力を調整している。

ステップ７においては、Ｒｓｙｓ＋Ｒｄｉａの値をレジ
スタＰＲｍにストアする。レジスタＲｓｙｓには、ステ
ップ６でタイマＴＭｓｙｓをクリアしてから次にステッ
プ３で流速零を検出するまでの時間、即ち収縮動作に要
した応答時間（収縮期）の値が保持され、レジスタＲｄ
ｉａには、ステップ３でタイマＴＭｄユａをクリアして
から次にステップ６で流速零を検出するまでの時間、即
ち拡張動作に要した応答時間（拡張期）の値が保持され
ているので、レジスタＰ　’Ｒｍ　しこは、実際の人工
心臓の拍動周期の値がストアされる。

そして、Ｒｓｙｓ　＞　Ｒｓｓ十ΔＰＲなら、ステップ
８からステップ９に進んで、正圧設定値Ｐｓｐに微小値
ΔＰｓを加算する。

また、Ｒｓｙｓ　＜　Ｒ８５−ΔＰＲならステップ１０
からステップ１１に進んで、正圧設定値Ｐｓｐがら微小
値ΔＰｓを減算する。

同様に、Ｒｄｉａ　＞　Ｒｄｓ＋ΔＰＲなら、ステップ
１２からステップ１３に進んで、負圧設定値Ｐｓｎに微
小値ΔＰｓを加算する。

また、Ｒｄｉａ　＜　Ｒｄｓ−ΔＰＲなら、ステップ１
４からステップ１５に進んで、負圧設定値Ｐｓｎから微
小値ΔＰｓを減算する。

ここで、Ｒｓｓ及びＲｄｓは、それぞれ、収縮期及び拡
張期の立上り（又は立下がり）応答時間の設定値である
。つまり、操作ボード１４０で設定した収縮期よりも測
定した収縮期が長ずざると正圧の設定値を増大し、測定
した収縮期が短かすぎると正圧の設定値を減小させる。

また、設定した拡張期よりも測定した拡張期が長ずざる
と負圧の設定値を増大し、測定した拡張期が短かすぎる
と負圧の設定値を減小させる。

この人工心臓モードにおけるヘリウｌ＼ガスの流速。

駆動圧力及び電磁弁５２．５５の開閉の変化を第５図に
示すので参照されたい。

次に、第７ｂ図に示すバルーンモートを説明する。ステ
ップ２１では、タイミング信号生成回路１３０が出力す
る同期信号Ｓｉを検出するまで待つ。心電計１２０が検
出するＲ波に同期した所定のタイミングで、バルーンの
拡張開始を示す同期信号Ｓｉが出力される。同期信号Ｓ
１を検出すると、次のステップ２２に進む。

ステップ２２では、電磁弁５２を開いて電磁弁５５を閉
し、バルーンポンプに印加する圧力を負圧から正圧に切
換えるとともに、電磁弁（遮断弁）５６を開いてバルー
ンポンプに実際に正圧を印加する。またこの時、拡張期
タイマＴ　Ｍ　ｉをクリアする。

次のステップ２３では、フラグＦｖｏｌの状態を識別す
る。このフラグＦ　ｖｏｌは、バルーンの１００％の拡
張を行なうモードでは０であり、膨らみ量の調整を行な
うモードでは１になる。

フラグＦ　ｖｏｌがＯの時には次のように処理する。

まず、ステップ２６で流速信号Ｓｖａのレベルを調べ、
流速が実質上界になるまで待つ。流速が零になると、ス
テップ２７で電磁弁５６を閉じ、駆動系の出力とバルー
ンポンプとの間の流路を遮断する。

つまり、バルーンの拡張を行なう時に、バルーンが１０
０％拡張すると、検出される流速が零になるので、その
時に電磁弁５６を閉じることにより、バルーンの１００
％の拡張状態を維持すると同時にそれ以上の過大圧力が
バルーンに印加されるのを防止する。

ステップ２８では、拡張期タイマＴ　Ｍ　ｉの内容をレ
ジスタＲｔｉにストアする。従って、レジスタＲｔｉに
は、バルーンに正圧を印加し始めてからバルーノが１０
０％拡張するまでに要した応答時間（拡張期）の値が保
持される。

ステップ２９では、タイミング信男生成回路１３０が出
力する同期信号Ｓｄを検出するまで待つ。

心電計１２０が検出するＲ波に同期した所定のタイミン
グで、バルーンの収縮開始を示す同期信号Ｓｄが出力さ
れる。同期信号Ｓｄを検出すると、次のステップ３０に
進む。

ステップ３０では、電磁弁５２を閉じて電磁弁５５を開
き、バルーンポンプに印加する圧力を正圧から負圧に切
換えるとともに、電磁弁５６を開いてバルーンポンプに
実際に負圧を印加する。またこの時、収縮期タイマＴＭ
ｄをクリアする。

次のステップ３１では、流速信号Ｓｖａのレベルを調べ
、流速が実質上界になるまで待つ。流速が零になると、
ステップ３２で電磁弁５６を閉じ、駆動系の出力とバル
ーンポンプとの間の流路を遮断する。

つまり、バルーンの収縮を行なう時に、バルーンが０％
まで収縮すると、検出される流速が零になるので、その
時に電磁弁５６を閉じることにより、バルーンの収縮状
態を維持すると同時にそれ以上の過大応力（負圧）がバ
ルーンレこ印加されるのを防止する。

ステップ３３では、収縮期タイマＴＭｄの内容をレジス
タＲｔｄにストアする。従って、レジスタＲｔ、ｄには
、バルーンに負圧を印加し始めてからバルーンが０％に
収縮するまでに要した応答時間（収縮期）の値が保持さ
れる。

このバルーンモードにおけるバルーンの膨らみ量。

駆動圧力、ヘリウ１１ガスの流速、電磁弁５２，５５及
び５６の開閉状態の変化を第６図に示すので参照された
い。

バルーンの膨らみ量の調整を行なうモードでは、フラグ
Ｆ　ｖｏｌが１になるので、バルーンの拡張期において
、ステップ２３からステップ２４に進む。

ステップ２４では、拡張期タイマＴＭｉを拡張時間の設
定値Ｔｉｓと比較し、ＴＭｉ≧Ｔｉｓになるまで待つ。

但し、Ｔｉｓの値は、拡張時間を保持するＲｔｉの値よ
り小さい。

この動作モードでは、ＴＭｉ≧Ｔｉｓになると、即ちバ
ルーンが所定の膨らみ量になると、電磁弁５６を閉じて
駆動系の出力とバルーンポンプとの間の流路を遮断する
。このモードにおける電磁弁５６の動作は、第６図に一
点鎖線で示しである。

次に、第７ｃ図に示すタイマ割込処理を説明する。ステ
ップ４１では、流速信号Ｓｖａ、圧力信号ＤＰＰ及びＤ
ＰＮをＡ／Ｄ変換器１１０を介してサンプリングする。

ステップ４２では、サンプリングした正圧ＤＰＰを設定
圧力Ｐｓｐと比較する。ＤＰＰ＜Ｐｓｐならステップ４
３で電磁弁５１を開いて蓄圧タンクＡＣ１内の圧力を上
げ、そうでなければステップ４４で電磁弁５１を閉じる
。

ステップ４５では、サンプリングした負圧ＤＰＮを設定
圧力Ｐｓｎと比較する。ＤＰＮ＞Ｐｓｎならステップ４
６で電磁弁５４を開いて蓄圧タンクＡＣ２内の圧力を下
げ（絶対値を上げる）、そうでなければステップ４７で
電磁弁５４を閉しる。

ステップ４８では、人工心臓モードとバルーンモ一ドと
の切換えの識別を行なう。バルーンモードならフラグＦ
１を０にクリアし、人工心臓モードならフラグＦ１を１
にセットし、電磁弁５６を開く。従って、人工心臓モー
ドにおいては、電磁弁５６は常時開状態になる。

ステップ５１では、操作ボード１４０の多数のキースイ
ッチの状態を調べ、変化があった場合には所定の入力処
理を実行する。

ステップ５２では、バルーンの膨らみ量の設定値ＩＮＦ
が更新されたか否かを調べる。膨らみ量は、テンキーに
よって、２桁の数値として入力される。

例えば５０であれば、５０％の膨らみ量の指定になる。

ステップ５３では、指定された設定値ＩＮＦに基づいて
、バルーンの拡張時間の設定値Ｔｉｓを設定する。Ｔｉ
ｓには、Ｒｔｉ　Ｘ　ＩＮＦ／　１００の値がストアさ
れる。レジスタＲｔｉにはバルーンが１００％の拡張を
した時の応答時間が保持されているので、ＩＮＦの指定
に応じたバルーンの膨らみ量が得られるような時間がＴ
ｉｓに設定される。

ステップ５４では、レジスタＲｔｉの内容と参照値Ｔ　
ｅ　ｌとを比較し、ステップ５５ではレジスタＲｔｄの
内容と参照値Ｔｅ２とを比較し、ステップ５６ではＰＲ
ｍの内容と参照値Ｔｅ３とを比較する。

各レジスタＲｔｉ、　Ｒｔｄ及びＰＲｍには、それぞれ
バルーンの拡張時間、収縮時間及び人工心臓の拍動周期
が保持されているが、異常が生じた場合、例えば、バル
ーンポンプの破裂、駆動ホースの折れ、つぶれ、詰まり
等々か生じると、圧力印加が開始されてから駆動流体（
ヘリウムガス）の流速が零になるまでに各レジスタの内
容は異常に大きくなる。そこで、レジスタＲｔｉ、　Ｒ
ｔｄ及びＰＲｍのいずれかの値が異常に大きくなった場
合には、ステップ５７で発光ダイオードＬＥＤを付勢し
、異常の発生を報知する。

なお、上記実施例においては、検出した流速が零になっ
た時に１００％の駆動ストロークに達したものとみなし
ているが、例えば流速センサを設ける位置のちがいや、
医療ポンプの特性上の流速変化波形のちがいによって、
検出流速の零のタイミングと、実際の駆動ストロークが
１００％になるタイミングとの間にずれが生じる場合に
は、それらを一致させるために時間的な補正を行なって
もよい。また、その補正時間は、拍動周期や拡張／収縮
時間に対する比率として設定してもよい。

［効果］ 以上のとおり本発明によれば、医療ポンプを駆動する流
体の流速を検出することにより、医療ポンプの拡張／収
縮動作の完了タイミングを把握できるので、次のような
効果が得られる。

人工心臓を駆動する場合： （１）膨張／収縮動作の休止期間がなくなるので、ポン
プ動イ１に無駄がなくなり、送血能力が向上する。また
、血栓の防止にも股上つ。

（２）サック内の血液を略１００％送り出すので、サッ
ク内に血液が滞留することがなく、サック内に血栓が生
じる恐れがない。

（３）サックの収縮しすぎによって、血液のすりつぶし
が生じる恐れがない。

大動脈内バルーンポンプを駆動する場合＝（１）バルー
ンの１００％の拡張及び完全な収縮に必要な圧力のみが
印加されるので、過大応力の印加によるバルーンの破裂
が生じる恐れがなく、極めて安全である。

（２）バルーンの１００％の拡張に対する膨らみ量を任
意に設定できるので、１種類のバルーンで様々な補助比
率が設定できる。

また、医療ポンプの拡張／収縮動作に要する時間が測定
できるので、駆動系や医療ポンプ自体の故障や不調をす
ばやく検出できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は、一実施例の医療ポンプ駆動装置の流体回路の
構成を示すブロック図である。 第２ａ図は第１図の出力ホース１２の一部を拡大して示
す縦断面図、２ｂ図は第２ａ図のセンサチップ９を示す
一部破断拡大斜視図である。 第３図は、第１図の駆動装置を制御する電装部の構成を
示すブロック図である。 第４図は、第３図の流速検出回路ＡＦＤの構成を示す電
気回路図である。 第５図及び第６図は、それぞれ、第１図の駆動装置の人
工心臓モー１く及びバルーンモードにおける駆動動作を
示すタイムチャートである。 第７ａ図、第７ｂ図及び第７ｃ図は、第３図のマイクロ
コンピュータ１００の動作の主要部を示すフローチャー
トである。 ２ａ、２ｂ、２ｃ：駆動ホース ９：センサチップ（流速検知手段） １０：リード線　　　　　１１：エボキシ樹脂１２：出
力ホース（接続手段） １３：温度センサ部　　　１４：ヒータ部１５：シリコ
ン単結晶　１６：白金フィルム５１．５２，５４，５５
，５６：電磁弁５２．５５：（切換弁手段） ５６：　（遮断弁手段）　　７１：コンプレッサ７２：
真空ポンプ ５１．７１：（正圧発生手段） ５４．７２７　　（負圧発生手段） ６０Ｌ、６０Ｒ：人工心臓 ６０Ｂ：大動脈内バルーンポンプ １００：マイクロコンピュータ（電子制御手段）１２０
：心電計 １３０：タイミング信号生成回路 １４０：操作ボート ＬＥＤ：発光ダイオード（報知手段） ＡＦＤ　：流速検出回路 ＡＧＡ：流体アイソレータ ＨＴ　Ａ　：ヘリウ１１タンク ＡＣＩ、ＡＣ２：蓄圧タンク 出願人　アイシン精機株式会社　他１名声７ｃ図 タイマ褒］友Σ ４］ Ｓｖａ　　サ〕ブりンフパ ＤＰＰ　　γンデリン７′ ＤＰＮ　　？ンプリシク゛ ＤＰＰ＜　Ｐｓｐ？　　　ＮＯ

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）正圧発生手段；負圧発生手段；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；前記正圧発
   生手段の出力する圧力と負圧発生手段の出力する圧力の
   いずれか一方を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切換え制御して前記接続手段に正圧
   と負圧とを交互に印加する拍動制御手段を備える医療ポ
   ンプ駆動装置において： 前記接続手段内に配置され駆動流体の流速に応じた電気
   信号を出力する流速検知手段；及び前記流速検知手段が
   出力する電気信号を監視して、流速が実質上零になるタ
   イミングを識別し、識別したタイミングに同期して、前
   記接続手段に印加する正圧と負圧との切換えを行なう、
   電子制御手段； を備える医療ポンプ駆動装置。
2. （２）正圧発生手段；負圧発生手段；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；該接続手段
   の流路中に配置された遮断弁手段；前記正圧発生手段の
   出力する圧力と負圧発生手段の出力する圧力のいずれか
   一方を前記接続手段に印加する切換弁手段；及び前記切
   換弁手段及び遮断弁手段を切換え制御して前記接続手段
   に正圧と負圧とを交互に印加する拍動制御手段を備える
   医療ポンプ駆動装置において： 前記接続手段内に配置され駆動流体の流速に応じた電気
   信号を出力する流速検知手段；及び前記流速検知手段が
   出力する電気信号を監視して、流速が実質上零になるタ
   イミングを識別し、識別したタイミングに同期して、前
   記遮断弁手段を閉制御する電子制御手段； を備える医療ポンプ駆動装置。
3. （３）正圧発生手段；負圧発生手段；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；前記正圧発
   生手段の出力する圧力と負圧発生手段の出力する圧力の
   いずれか一方を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切換え制御して前記接続手段に正圧
   と負圧とを交互に印加する拍動制御手段を備える医療ポ
   ンプ駆動装置において： 前記接続手段内に配置され駆動流体の流速に応じた電気
   信号を出力する流速検知手段；少なくとも１つの報知手
   段；及び 前記流速検知手段が出力する電気信号を監視して、流速
   が実質上零になるタイミングを識別し、識別したタイミ
   ングに基づいてポンプの膨張／収縮の応答時間を測定し
   、測定した応答時間が異常であると、前記報知手段を付
   勢する、電子制御手段； を備える医療ポンプ駆動装置。