JPH0622605B2 - 補助人工心臓駆動装置 - Google Patents

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、補助人工心臓駆動装置に関し、特に補助人工
心臓（血液ポンプ）を生体心臓の拍動に同期して駆動す
る駆動装置に関する。

（従来の技術） 一般に補助人工心臓は、手術後の生体心臓の機能回復が
充分でなく、必要な血液循環が維持できない様な患者
で、従来の補助循環機器（例えば、大動脈内パルーンポ
ンピング：ＩＡＢＰ等）では、有効的な処置ができない
場合に使用される。

これらの補助人工心臓としては、例えば、特開昭59-289
65号に開示されるものがある。このものは、血液ポンプ
（補助人工心臓）を収縮，拡張させる作動媒体として、
気体または、液体を用いるものである。そして、この作
動媒体を吸引、圧縮する動力源としてリニアモータを備
え、このリニアモータの往復運動により圧縮，拡張する
袋を備えている。この袋は血液ポンプに接続されてお
り、リニアモータの往復運動に応じて袋内の作動媒体が
圧縮，拡張を繰り返すことにより、補助人工心臓が駆動
される。この例では、袋を拡張させる際の駆動手段を備
えていないが、これは、上記リニアモータおよび袋をケ
ーシング内に配して、一つの袋が収縮する際に生ずる陰
圧により他方の袋が拡張するように構成されている。こ
の時、ケーシングの内部が過度の陰圧にならないよう
に、例えば、ベローズのようなダンパー機構ならびに空
気ポンプおよび圧力センサから成る陰圧調整機構を有し
ており、ケーシングの内部の陰圧が常に必要な値になる
ように自動調節される。

さらに、この装置においては、作動媒体の駆動圧を圧力
センサにより測定し、作動媒体の駆動圧が常に適切な値
になるようにポンプを駆動して作動媒体をリザーバから
袋へ注入あるいは注出することにより、自動的に駆動圧
を調整する機構を備えている。

（発明が解決しようとする問題点） ところが、この補助人工心臓駆動装置では、作動媒体の
圧力補正を圧力センサからの信号により、リザーバから
吸排ポンプにより調節するものである。このため、制御
応答性が悪く、また一時的に過度な圧力が血液ポンプに
加わる場合がある。

また、単に作動媒体の圧力を補正するのみであることか
ら、血液ポンプの動作を直接的に制御するものではな
い。従って、生体の心臓に同期して、各種の条件、すな
わち血圧、補助循環量等を精度よく制御することは困難
であった。

そこで、本発明は血液ポンプの動作を直接的に監視，制
御することにより、生体の心臓に同期して精度よく制御
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） そこで本発明は、出力軸を備え、該出力軸を往復駆動す
る駆動手段と、該駆動手段の出力軸により駆動されるダ
イアフラムにより形成される出力室を有する駆動ポンプ
手段と、所定範囲で変位する隔膜により第１および第２
の室に分割された血液ポンプ手段と、前記出力室と血液
ポンプ手段の第１の室とを連通する流体回路と、前記血
液ポンプ手段の第２の室に設けられた吸入口および吐出
口と、前記出力軸の駆動位置を検出する第１の位置検出
手段と、前記血液ポンプ手段の隔膜の変位位置を検出す
る第２の位置検出手段と、複数のスイッチを備える設定
手段と、該設定手段からの指示および前記各検出手段の
出力により前記駆動手段の出力軸の駆動変位を調整する
電子制御手段とを備える。

（作用） これによれば、駆動手段により駆動ポンプ手段のダイア
フラムが往復駆動されることにより、流体圧が血液ポン
プ手段の第１の室に駆出される。この圧力により、血液
ポンプ手段の隔膜が変位する。そして、この隔膜の変位
に応じて第２のポンプ手段の第２の室に設けた吸入口よ
り血液を吸入し、吐出口より血液を吐出する。

この時、隔膜の変位を検出する第２の位置検出手段によ
り隔膜の動作位置を検出し、また、駆動手段の出力軸の
変位を検出する第１の位置検出手段により駆動軸の動作
位置を検出する。

そして、電子制御手段により、各検出手段の出力が設定
手段により設定された値になるように駆動手段の出力軸
の駆動変位を調整する。

従って、血液ポンプの隔膜の変位位置を直接検出して、
該変位位置が所定の値となるように、駆動手段の駆動軸
の変位位置を制御することができる。

（実施例） 以下図面に基づいて、本発明の実施例を説明する。本発
明の補助人工心臓駆動装置の概略を第１図に示すブロツ
ク図を用いて説明する。往復動駆動手段１０は駆動ポン
プ手段２０と機械的に接続されている。駆動ポンプ手段
２０の出力は流体回路３０を介して血液ポンプ手段４０
の第１の室４１に結合されている。血液ポンプ手段４０
の第２の室４１が血液を吸入，吐出する。また、流体回
路３０には並列に圧力補助手段５０が配してある。これ
は、オリフイス５１，バツフア５２，およびそれぞれの
開弁方向に配されたチエツクバルブ５３，５４とにより
構成されている。

電子制御手段６０は、設定手段であるリモートコントロ
ーラ７０により各種の指示を入力され、駆動手段１０に
制御信号を出力する。駆動手段１０は、この制御信号に
応じてその駆動速度および変位置を変化する。また、電
子制御手段６０には、補助人工心臓駆動装置の検出信号
として、駆動手段の出力軸の位置を検出する第１の位置
検出手段８０，駆動ポンプ手段２０と血液ポンプ手段４
０との間にそれぞれ配された、圧力検出手段８１および
流量検出手段８２，および血液ポンプ手段４０の隔膜の
変位位置を検出する第２の位置検出手段８３からの検出
信号が入力される。

また、電子制御手段６０には、生体の信号として、心電
図波形（ＥＣＧ）が入力されている。

なお、電子制御手段６０にはバツテリ９０より電源が供
給される。バツテリ９０は充電器９１により充電され
る。

次に、第２図に本発明の一実施例の具体的構成を示す。
往復動駆動手段１０は、駆動軸１１を備えている。往復
動駆動手段は、例えば、コイル、可動コアおよびスプリ
ング等を備えて、コイルにより発生する磁力がスプリン
グと釣り合う位置まで可動コアを変位させる電磁モータ
を用いることができる。このものは、通電電流値により
コアの変位量を容易に制御できるとともに、その位置の
にて保持する際も通電を継続するのみで良い。また、リ
ニアモータあるいはステツプモータ等のモータにより、
駆動軸１１の往復動をその変位量および変位速度を制御
するものを用いることもできる。これら、リニアモータ
およびステツプモータはその通電電流あるいは通電パル
スにより、変位量および変位速度が容易に制御できる。
なお、この駆動手段１０は、特にこれらのモータ手段を
用いなくとも、駆動軸１１の変位量および変位速度を応
答性良く制御できるものであれば良い。

この駆動手段１０には、第１の位置検出手段である位置
検出センサ８０が配置されており、この位置検出センサ
８０により駆動軸１１の変位位置を検出して電子制御手
段６０に信号を出力する。

駆動ポンプ手段２０は、第１ハウジング２１および第２
ハウジング２２により構成されて、両ハウジング２１，
２２により、ダイアフラム２３が挟持されている。ダイ
アフラム２３は、その中央部にプレート２４が設けてあ
り、このプレート２４に出力軸１１が固着されている。
そして、第２のハウジング２２とダイアフラム２３とに
より出力室２５が形成される。また、第１のハウジング
２１には連通穴２６が設けてあり、大気と連通してい
る。第２のハウジング２２には、圧力検出手段である圧
力センサ８１が配置されており、出力室２５の圧力を検
出して、電子制御手段６０に信号を出力する。

また、出力室２５は、第２のハウジング２２を介して流
体回路である流体通路３０に接続されている。

次に、血液ポンプ手段４０は次のように構成される。血
液ポンプ手段４０は隔膜４３により、第１ポンプ室４１
および第２ポンプ室４２に分割されている。第１ポンプ
室４１は、流体通路３０に接続されている。また、第２
ポンプ室４２には、血液を吸入する吸入口４４および血
液を吐出する吐出口４５が形成してある。吸入口４４に
は吸入弁４６が設けてあり、吐出口４５には吐出弁４７
が設けてある。隔膜４３は、その央部にプツシヤプレー
ト４８が配してある。プツシヤプレート４８の中央部に
は、磁石４９が配設してある。

そして、第１ポンプ室４１側に第２の位置検出手段であ
るホールセンサ８３が配してあり、磁石４９と対向して
位置している。このホールセンサ８３の出力は電子制御
手段６０に信号を出力する。

第１ポンプ室４１はパイプ３０に接続されている。

次に、パイプ３０に配された圧力補正手段である圧力補
正回路５０を説明する。圧力補正回路５０は、パイプ３
０と駆動ポンプ２０の出力室２５との間に配されてい
る。パイプ３０よりチエツクバルブ５３，５４を介して
圧力室５５に接続されている。圧力室５５はオリフイス
５１を介して出力室２５に接続されている。圧力室５５
にはバツフア５２が配してある。

パイプ３０には、流体の流量を検出する流量検出手段で
ある流量センサ８２が配してある。

なお、作動媒体である流体としてはシリコンオイルを用
いている。

以上の構成に基づいて、次に本発明の補正人工心臓駆動
装置の動作を説明する。

まず、本装置の概略動作を説明する。駆動手段１０が作
動して、駆動軸１１が第２図において右方向に移動する
と（以後これを前進と呼ぶ）、駆動ポンプ手段２０のプ
ツシヤプレート２４およびダイアフラム２３がシリコン
オイルを圧縮する。これにより、血液ポンプ手段４０の
第１ポンプ室４１に圧力が生じることとなり、プツシヤ
プレート４８および隔膜４３が第２図において右方向に
移動する。従つて、第２ポンプ室４２内に圧力が生じ、
血液が吐出弁４７を開弁して、血液が吐出される。逆
に、駆動手段１０が作動して、駆動軸１１が第２図にお
いて、左方向に移動すると（以後これを後進と呼ぶ）、
駆動ポンプ手段２０のプツシヤプレート２４およびダイ
アフラム２３がシリコンオイルを吸引する。これによ
り、血液ポンプ手段４０の第１ポンプ室４１に吸引力が
働き、プツシヤプレート４８および隔膜４３が第２図に
おいて左方向に移動する。従つて、第２ポンプ室４２内
に吸引力が生じ、血液が吸入弁４６を開弁して、血液が
吸入される。以上の動作を繰り返すことにより、血液が
吸入，吐出されて補助人工心臓として動作する。

以上が基本的な動作である。次に、細かな制御について
説明する。補助人工心臓の場合は、生体の心臓の拍動に
同期させて駆動する必要がある。すなわち、生体心臓の
心拍数，血液，吐出流量等に応じて、補助心臓（血液ポ
ンプ４０）の動作タイミング，吐出圧，吐出流量等を制
御する必要がある。特に、この中でも吐出圧に関して
は、生体の心臓の拍動に似たものとするために、吐出圧
の立ち上がりが急峻な方形波状に変化させるのが好まし
い。本発明はこれらを以下の制御論理に基づいて制御し
ている。

(1)血液ポンプ４０のプツシヤプレート４８の変位量
と、吐出量との関係を測定すると第３図に示すようにな
る。ここで、プツシヤプレート４８の変位量はホールセ
ンサ８３により検出される。すなわち、ホールセンサ８
３の検出出力は、プツシヤプレート４８の位置に比例し
て得られるため、一回の変位におけるホールセンサ８３
の検出出力の最大値と最小値との差分により、プツシヤ
プレート４８の変位量を検出できる。第３図によれば、
プシツヤプレート４８の変位量と血液ポンプ４０の吐出
流量とは比例関係にある。従つて、血液ポンプ４０の吐
出流量はプツシヤプレート４８の変位量を制御すること
により制御することができる。

(2)血液ポンプ４０の吐出圧は、プツシヤプレート４８
の前進速度により制御することができる。すなわち、プ
ツシヤプレート４８の前進速度を速くすることにより、
第１ポンプ室４２内に生ずる圧力の立ち上がりが急峻と
なる。従つて、吐出圧および吐出流量の立ち上がりを急
峻にすることができる。

(3)血液ポンプ４０の吸入時においては、プツシヤプレ
ート４８の後進速度を遅くすることにより、吸入側に過
度の負圧を生じることなく血液を吸入することができ
る。

以上は、血液ポンプ４０に関する動作制御であり、本発
明の駆動装置はシリコンオイルを介して駆動ポンプ手段
２０により制御するものである。そこで、本発明では、
血液ポンプ４０の動作をホールセンサ８３により検出す
ることにより、この信号に基づいて駆動手段１０を制御
する。

上記制御論理によれば、駆動手段１０の制御信号とし
て、次の信号がある。

(イ)生体心臓の拍動に対して同期して動作するタイミン
グを指示する信号。

(ロ)吐出，吸入の時間比（Ｓ／Ｄ比）を指示する信号。

(ハ)駆動軸の初期位置と変位幅を指示する信号。

(ニ)駆動軸の変位速度を指示する信号。

これらの制御論理を基に、以下に本発明の制御を詳細に
説明する。

電子制御手段６０には、生体より心電図（ＥＣＧ）信号
を入力している。この心電図信号を第４図に示す。この
心電図信号をもとに電子制御手段６０が波形を解析し、
Ｒ波のパターンを抽出して、これをトリガー信号とす
る。

さらに電子制御手段６０に入力される外部信号として、
設定手段７０より吐出流量を指示する。この吐出流量
は、生体心臓の状態により決まるものである。すなわ
ち、生体の心臓の吐出能力に応じて補助循環量を指示す
る。電子制御手段６０はこの心電図信号と吐出流量の二
つの指示に基づいて基本的な制御が可能である。

以下、各部の波形を第５図〜第８図に示し、動作を説明
する。

電子制御手段６０は、まず入力された吐出流量指示信号
に基づいて、初期制御信号を出力する。この信号を第５
図に示す。この時の初期制御信号は、デイレイ時間，前
進信号および後進信号の三つである。デイレイ時間は心
電図信号より電子制御手段６０により計算されて、所定
値に設定される。前進信号は、前述したように変位速度
を変化させている。この例では、変位速度を二段階に制
御している。動作初期は変位速度を比較的大きくし、そ
の後は、比較的ゆつくりした変位速度としている。これ
らの変位速度は生体の状態より求められた所定の値に設
定される。また、二つの変位速度の割合は、この例で
は、３：７に設定してある。後進信号は、吸入時に過度
の負圧が生じないように、予め求められた値に設定され
る。この後進信号は、次のＲ波信号が来るまで継続して
出力される。次のＲ波信号がトリガーされると、デイレ
イ時間となるが、この時間も引続き後進信号を保持す
る。

この制御において、変位速度の切り換えおよび前進，後
進の切り換えは、位置検出センサ８０の検出出力により
制御される。これによれば、Ｒ波信号トリガーが生ずる
と、所定のデイレイ時間を経て駆動軸１１が比較的速く
前進し、所定変位位置に達すると、比較的ゆつくりした
速度に切り換えて前進する。この駆動軸１１の動作によ
り圧力が血液ポンプ４０に生じて、血液が吐出される。
次ぎに、吸入動作に移る。すなわち、所定の速度で駆動
軸１１が後進することにより、血液ポンプ４０のプツシ
ヤプレート４８が後進して、血液が第２ポンプ室４２に
吸入される。そして、この状態で駆動軸１１が所定変位
位置に達すると、その位置で保持される。

以上の駆動軸１１の変位を第６図に示す。

上記の制御により、血液ポンプ４０のプシツヤプレート
４８により生ずる吐出圧力を第７図に示す。この吐出圧
力は、前述したとおりプツシヤプレート４８の変位速度
に応じたものとなつている。すなわち、変位速度の速い
動作初期の立ち上がりが急峻なものとなつている。

第８図は血液ポンプ４０により吐出される吐出流量を示
してある。

これらの制御動作は、血液ポンプ４０に配したホールセ
ンサ８３により検出される。すなわち、以上に述べた制
御はすべて駆動手段１０の駆動軸１１を所定値に制御し
たものであり、実際の血液ポンプ４０のプシツヤプレー
ト４８の動作を直接制御したものではない。そこで、ホ
ールセンサ８３の出力により、フイードバツク制御を行
う。これは、第３図に示した特性線図による。すなわ
ち、ホールセンサ８３の出力により、プシツヤプレート
４８の変位量を検出して、これより血液ポンプ４０の吐
出量を計算する。この計算吐出量を設定手段７０により
入力された設定吐出量と比較する。この比較値に基づい
て、次の制御を行う。

すなわち、設定吐出量をVset，計算吐出量をVc，設定吐
出量より初期設定された変位量をSoo，フイードバツク
制御された変位量をSoとすると次の如く制御する。

(1)Vset−Vc＞０の時； So＝Soo＋α (2)Vset−Vc＜０の時； So＝Soo−α (3)Vset−Vc＝０の時； So＝Soo ここで、αは所定の微少変位量とする このフイードバツク制御により、駆動手段１０の変位量
が制御されて、設定された吐出流量に調整される。

これらの吐出量制御に対し、圧力に対しては圧力補正回
路５０が圧力を補正する。駆動手段１０の駆動軸１１は
その変位初期においては、比較的速い速度で変位するた
め、圧力の立ち上がりは急峻なものとなる。ところがこ
の立ち上がりが急峻であると瞬間的に非常に高い圧力が
プシツヤプレート４８に生ずることとなる。これは、生
体に過度の圧力が加わることとなり、好ましくない。そ
こで、圧力補正回路５０のチエツクバルブ５３により過
度の圧力をカツトしている。このチエツクバルブ５３の
開弁圧は、生体に対して悪影響を及ぼさない程度の高圧
力に設定してある。これは生体の血圧が一般に８０〜１
４０mmHgであることより、この例では１４０mmHgに設定
してある。従つて、吐出圧力は第７図に示す如く急峻な
立ち上がりの後のオーバーシユートをカツトした波形と
なる。なお、過度の圧力が生ずると、チエツクバルブ５
３が開弁することにより、圧力が圧力室５５内に発生し
てバツフア５２を収縮させてこれを吸収している。圧力
が減少してチエツクバルブ５３が閉弁すると、圧力室５
５内の圧力はオリフイス５１を介して徐々に出力室２５
に戻される。

次に、血液の吸入時には逆に過度の吸入負圧が生じると
生体に対して好ましくない。そこで、チエツクバルブ５
４の開弁圧を設定してこれを吸収している。すなわち、
過度の負圧が生ずるとチエツクバルブ５４が開弁して圧
力室５５に負圧が生じ、バツフア５２が拡張することに
よりこれを吸収する。圧力が回復すると、オリフイス５
１を介して流体が出力室２５より圧力室５５内に流入す
る。

さらに、この実施例では圧力センサ８１により出力室２
５の圧力を監視している。そして、圧力補正回路５０が
正常に作動しない場合等により、異常圧力が発生した場
合には、これを検出して表示することができる。さらに
は、この信号により駆動手段１０の動作を停止すること
もできる。

また、流量センサ８２により、流体回路３０の実際の流
量を検出してこれを表示し、これをモニタすれば、より
正確な指示を設定手段７０より指示することができる。

以上の動作により、血液ポンプ４０の吐出量が設定値に
制御される。

この実施例では、設定手段７０により、吐出量を指示し
てこれに制御するものであるが、設定手段７０により前
進速度，後進速度，吐出，吸入の比すなわちＳ／Ｄ比，
および駆動軸１１の変位開始位置等を可変とすればより
細かな制御が可能となる。

〔発明の効果〕

以上の如く、本発明によれば、血液ポンプの隔膜の変位
を位置検出手段により検出することにより、血液ポンプ
の動作を直接監視する。この信号をもとにして、駆動手
段の駆動軸の変位を制御することにより、血液ポンプの
吐出量を制御する。従つて、応答性が良く、しかも精度
のよい制御が可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の補助人工心臓駆動装置を示
すブロツク図、第２図は本発明の一実施例の補助人工心
臓駆動装置をより具体的に示すシステム図、第３図は本
発明の血液ポンプの吐出量とホールセンサの出力との関
係を示すグラフ、第４図は生体の心電図を示すグラフ、
第５図は駆動手段を駆動するための制御信号を示すグラ
フ、第６図は駆動手段の駆動軸の変位を示すグラフ、第
７図は駆動ポンプ手段の駆動圧力を示すグラフ、第８図
は血液ポンプ手段の吐出量を示すグラフである。 １０……駆動手段、１１……駆動軸、２０……駆動ポン
プ手段、２３……ダイアフラム、２４……プツシヤプレ
ート、２５……出力室、３０……パイプ（流体回路）、
４０……血液ポンプ手段、４１……第１の室、４２……
第２の室、４３……隔膜、４４……吸入口、４５……吐
出口、４８……プツシヤプレート、４９……磁石、５０
……圧力補正回路（圧力補正手段）、５１……オリフイ
ス、５２……バツフア、５３，５４……チエツクバル
ブ、６０……電子制御手段、７０……設定手段、９０…
…バツテリー

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】出力軸を備え、該出力軸を往復駆動する駆
   動手段と、該駆動手段の出力軸により駆動されるダイア
   フラムにより形成される出力室を有する駆動ポンプ手段
   と，所定範囲で変位する隔膜により第１および第２の室
   に分割された血液ポンプ手段と，前記出力室と血液ポン
   プ手段の第１の室とを連通する流体回路と，前記血液ポ
   ンプ手段の第２の室に設けられた吸入口および吐出口
   と、前記出力軸の駆動位置を検出する第１の位置検出手
   段と，前記血液ポンプ手段の隔膜の変位位置を検出する
   第２の位置検出手段と，複数のスイツチを備える設定手
   段と，該設定手段からの指示および前記各検出手段の出
   力により前記駆動手段の出力軸の駆動変位を調整する電
   子制御手段とを備えた補助人工心臓駆動装置。
2. 【請求項２】前記血液ポンプ手段の隔膜は、その中央部
   にプツシヤプレートを有した、前記特許請求の範囲第１
   項記載の補助人工心臓駆動装置。
3. 【請求項３】前記駆動手段は、駆動軸の往復動におい
   て、往動時と復動時とは駆動速度がことなる、前記特許
   請求の範囲第１項記載の補助人工心臓駆動装置。
4. 【請求項４】前記駆動手段は、駆動軸の往復動におい
   て、変位位置に応じて駆動速度が変化する前記特許請求
   の範囲第１項記載の補助人工心臓駆動装置。
5. 【請求項５】前記流体回路は、オリフイス，チエツクバ
   ルブおよびバツフアーより成る圧力補正手段を備える、
   前記特許請求の範囲第１項記載の補助人工心臓駆動装
   置。