JPH06237988A - 人工心臓ポンプ装置 - Google Patents

人工心臓ポンプ装置

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JPH06237988A
JPH06237988A JP5030510A JP3051093A JPH06237988A JP H06237988 A JPH06237988 A JP H06237988A JP 5030510 A JP5030510 A JP 5030510A JP 3051093 A JP3051093 A JP 3051093A JP H06237988 A JPH06237988 A JP H06237988A
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JP
Japan
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blood
time
value
flow rate
pressure fluid
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JP5030510A
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English (en)
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Koji Fujiyoshi
吉 孝 次 藤
Hirokuni Arai
井 裕 国 荒
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Aisin Corp
Original Assignee
Aisin Seiki Co Ltd
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Publication date
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Abstract

(57)【要約】 【目的】本発明の目的は、血液受け空間への血液の吸入
工程あるいは吐出行程を制御して人工心臓ポンプ装置の
機能を最大限に活用させ、単位時間当たりの血液の循環
量を最大とし、生体への負担を減らすことである。 【構成】流体受口(7) から流体受け空間(5) に入る血液
の流速(V) を検出する流速検出手段(13,14h,17,18); 接
続切換手段(31n,31p) が作動流体空間(5) を高圧流体源
(32p,35)に接続している時間が設定時間(Ts)に達すると
作動流体空間(6) を低圧流体源(32n,35)に接続する第1
制御手段(18); 作動流体空間(6) が低圧流体源に接続さ
れている間流速(V) を積分し積分値(Qm)を表す信号を発
生する積分手段(18); および、積分値(Qm)が設定値(Qs)
に達すると作動流体空間(6) を高圧流体源(32p,35)に接
続する第2 制御手段(18); 積分値(Qm)より単位時間当た
りの血液流入量を算出する計算手段(18); 計算手段の算
出する単位時間当たりの血液流入量が最も高くなるよう
設定値(Qs)あるいは設定時間(Ts)を更新する更新手段(1
8)を備える人工心臓ポンプ装置である。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、人工心臓ポンプ装置に
関し、特にこれに限定する意味ではないが、心臓を補助
して、それが左房から送り出す血液を実質上その流量を
維持して大動脈に加圧送出する人工心臓ポンプ装置に関
するものである。
【０００２】
【従来の技術】心臓のポンピング動作を補助する拍動式
の人工心臓ポンプ装置では、収縮タイミング、拡張タイ
ミング、吐出力、吸入力等を制御して補助流量が調整さ
れるようになっている。これらの相互作用のある各種パ
ラメータを意図する通りに設定する調整作業は極めて複
雑であるが、これを簡易化させるために、本件出願人は
以前に次に述べる人工心臓ポンプ装置を提案した。即
ち、この人工心臓ポンプ装置は心臓と並列に接続されて
いるものであり、その吸入工程では、人工心臓ポンプ装
置の血液受け空間に流入する血液流速を検出し、この血
液流速を制御装置で積分した積分値が設定値に到達する
と、作動流体空間（血液受け空間とダイアフラムを介し
て接続されている空間）と低圧流体源との接続を高圧流
体源との接続に切り換えて、血液の流入を止め、逆に血
液を吐出させるようになっている。また、血液の吐出工
程については、作動流体空間と高圧流体源とが接続され
ている時間が設定時間に到達すると、作動流体空間と低
圧流体源との接続を高圧流体源との接続に切り換えて血
液の吐出を止め、再び血液流入空間に血液を流入させる
ようになっている。
【０００３】ところで、図１３は、 sistole（＝作動流
体空間と高圧流体源との接続時間）が一定であるとき
の、Diastolic Time（＝血液流入時間）の経過に伴う S
trokeVolume（＝血液受け空間に流入される血液の流
量）の変化を示す血液流入特性曲線図を示す。良好な流
入状態では、 Stroke Volume曲線Ｙは血液受け空間への
流入が開始されると同時に立ち上がり、やがて傾きが緩
やかになって一定値に近づく。上記した人工心臓ポンプ
装置では、吸入工程から吐出工程に切り換えられるタイ
ミングを、血液流速を積分した積分値が設定値に到達し
た時点、即ち、血液受け空間に流入される血液量が設定
値（以下、この血液の設定流入量を閾値Ｘと称する。）
に到達した時点で行うようになっている。従って、閾値
Ｘを StrokeVolume曲線Ｙの最大値に設定しておくこと
によって、一拍における流入量が最大となった時に、吸
入工程と吐出工程とを切換えることができ、生体の流体
供給能力に関わらず、血液受け空間に流入される血液量
が最大量となった時に吸入期間が自動的に調整されるよ
うになっている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】この人工心臓ポンプ装
置では、人工心臓ポンプ装置自体が正常に作動し、流入
状態が良好である場合では問題ないが、人工心臓ポンプ
装置が何らかの異常を起こした場合には、 Stroke Volu
me曲線Ｚに示されるように流入状態が悪くなって、いつ
までたっても閾値Ｘに到達しなくなることが考えられ
る。このような場合の緊急措置として、一定時間が経過
しても吸入工程から吐出工程に切り替わらない場合に
は、非常事態であると判断されて吐出工程に切り換えら
れるようになってはいるが、切り換えのタイミングが遅
くなるために、人工心臓ポンプ装置の拍動数が減り、循
環される血液の量が減少してしまうなど、人工心臓ポン
プ装置の機能を充分に活かすことができなかった。
【０００５】また、積分値が閾値Ｘに到達した時点で吐
出工程に切り換える命令を出力しても、機械的な遅れが
生じるために、実際には閾値Ｘに到達するのと同時に吐
出行程に切り替わることはなく、この点からも理想的な
吐出行程への切り換えを行うことはできなかった。
【０００６】本発明は上記問題を解決するものであり、
第１の発明の目的は、血液受け空間への血液の吸入工程
を制御して人工心臓ポンプ装置の機能を最大限に活用さ
せ、単位時間当たりの血液の循環量を最大とし、生体へ
の負担を減らすこととする。
【０００７】第２の発明の目的は、第１の発明におい
て、血液の流入状態の変化に適応させることのできる人
工心臓ポンプ装置を提供することとする。
【０００８】第３の発明の目的は、第２の発明におい
て、人工心臓ポンプ装置の異常状態を考慮して、生体へ
の負担のない制御ができる人工心臓ポンプ装置を提供す
ることである。
【０００９】第４の発明の目的は、血液受け空間への血
液の吐出工程を制御して人工心臓ポンプ装置の機能を最
大限に活用させ、単位時間当たりの血液の循環量を最大
とし、生体への負担を減らすこととする。
【００１０】第５の発明の目的は、第４の発明におい
て、血液の流入状態の変化に適応させることのできる人
工心臓ポンプ装置を提供することとする。
【００１１】第６の発明の目的は、第５の発明におい
て、より吐出工程に適した制御を行う人工心臓ポンプ装
置を提供することである。
【００１２】
【発明の構成】
【００１３】
【課題を解決するための手段】第１の目的を解決するた
めに講じた第１の発明は、血液受け空間(5) と作動流体
空間(6) とを区分し、血液受け空間(5) を収縮／膨張す
る方向に往復移動しうるポンピング作用体(4) ，血液受
口(7) と血液受け空間(5) の間に介挿され前者から後者
への血液の通流は許し逆方向への通流は阻止する第１逆
止弁(10)、および、血液送出口(8) と血液受け空間(5)
の間に介挿され後者から前者への血液の通流は許し逆方
向への通流は阻止する第２逆止弁(11)、を有するポンプ
(1); 血液受口(7) から血液受け空間(5) に入る血液の
流速(V) を検出する流速検出手段(13,14,17,18) ； 低
圧流体源(32n,35)； 高圧流体源(32p,35)； 前記作動
流体空間(6) を、低圧流体源(32n,35)と高圧流体源(32
p,35)に選択的に接続するための接続切換手段(31n,31p)
； 前記作動流体空間(6) が低圧流体源(32n,35)に接
続されている間前記流速を積分して積分値(Qm)を算出す
る積分手段(18)； 前記積分値(Qm)より単位時間当たり
の血液平均流量(flow)を算出する計算手段(18)； 該計
算手段(18)の算出する単位時間当たりの血液平均流量(f
low)が最も高くなるよう積分設定値(Qs)を更新する更新
手段(18)； 前記積分値(Qm)が積分設定値(Qs)に達する
と前記接続切換手段(31n,31p) で前記作動流体空間(6)
を高圧流体源(32p,35)に接続させる第１制御手段(18)；
前記接続切換手段(31n,31p) が前記作動流体空間(6)
を前記高圧流体源(32p,35)に接続している時間が設定時
間(Ts)に達すると、前記接続切換手段(31n,31p) で前記
作動流体空間(6) を低圧流体源(32n,35)に接続させる第
２制御手段(18)；を備えたことを特徴とする人工心臓ポ
ンプ装置である。
【００１４】第２の目的を解決するために講じた第２の
発明は、第１の発明において、前記更新手段(18)が、前
回の前記積分設定値(Qs)の上昇／低下により、単位時間
当たりの血液平均流量(flow)が上昇した場合には前記積
分設定値(Qs)を同様に上昇／低下させ、単位時間当たり
の血液平均流量(flow)が低下した場合には前記積分設定
値(Qs)を逆に低下／上昇させて、前記積分設定値(Qs)が
単位時間当たりの血液平均流量(flow)が最も高いときの
積分値(Qm)に近づくよう制御することである。
【００１５】第３の目的を解決するために講じた第３の
発明は、第２の発明において、前記更新手段(18)が、前
回の前記積分設定値(Qs)を上昇させたときに、血液受け
空間(5) に流入される血液の流量が低下した場合と一拍
にかかる所要時間が短くなった場合には、単位時間当た
りの血液平均流量(flow)に関わらず前記積分設定値(Qs)
を低下させ、前回の前記積分設定値(Qs)を低下させたと
きに、血液受け空間(5) に流入される血液の流量が上昇
した場合と一拍にかかる所要時間が長くなった場合に
は、単位時間当たりの血液平均流量(flow)に関わらず前
記積分設定値(Qs)を上昇させることである。
【００１６】第４の目的を解決するために講じた第４の
発明は、血液受け空間(5) と作動流体空間(6) とを区分
し、血液受け空間(5) を収縮／膨張する方向に往復移動
しうるポンピング作用体(4) ，血液受口(7) と血液受け
空間(5) の間に介挿され前者から後者への血液の通流は
許し逆方向への通流は阻止する第１逆止弁(10)、およ
び、血液送出口(8) と血液受け空間(5) の間に介挿され
後者から前者への血液の通流は許し逆方向への通流は阻
止する第２逆止弁(11)、を有するポンプ(1); 血液受口
(7) から血液受け空間(5) に入る血液の流速(V) を検出
する流速検出手段(13,14,17,18) ； 低圧流体源(32n,3
5)； 高圧流体源(32p,35)； 前記作動流体空間(6)
を、低圧流体源(32n,35)と高圧流体源(32p,35)に選択的
に接続するための接続切換手段(31n,31p) ； 前記作動
流体空間(6) が低圧流体源(32n,35)に接続されている間
前記流速を積分して積分値(Qm)を算出する積分手段(1
8)； 前記積分値(Qm)が積分設定値(Qs)に達すると前記
接続切換手段(31n,31p) で前記作動流体空間(6) を高圧
流体源(32p,35)に接続させる第１制御手段(18)； 前記
接続切換手段(31n,31p) が前記作動流体空間(6) を前記
高圧流体源(32p,35)に接続している時間が設定時間(Ts)
に達すると、前記接続切換手段(31n,31p) で前記作動流
体空間(6) を低圧流体源(32n,35)に接続させる第２制御
手段(18)； 前記積分値(Qm)より単位時間当たりの血液
平均流量(flow)を算出する計算手段(18)；該計算手段(1
8)の算出する単位時間当たりの血液平均流量(flow)が最
も高くなるよう前記設定時間(Ts)を更新する更新手段(1
8)；を備えたことを特徴とする人工心臓ポンプ装置であ
る。
【００１７】第５の目的を解決するために講じた第５の
発明は、第４の発明において、前記更新手段(18)が、前
回の前記設定時間(Ts)の延長／短縮により、単位時間当
たりの血液平均流量(flow)が上昇した場合には前記設定
時間(Ts)を同様に延長／短縮させ、単位時間当たりの血
液平均流量(flow)が低下した場合には前記設定時間(Ts)
を逆に短縮／延長させて、前記設定時間(Ts)が単位時間
当たりの血液平均流量(flow)が最も高いときの積分値(Q
m)に近づくよう制御することである。
【００１８】第６の目的を解決するために講じた第６の
発明は、第５の発明において、前記更新手段(18)が、単
位時間当たりの血液平均流量(flow)を複数拍分ずつ足し
合わせた合計で比較し、複数拍経過毎に前記設定時間(T
s)を更新させていくことである。
【００１９】尚、カッコ内の記号は、図面を参照して後
述する実施例の対応要素を示す。
【００２０】
【作用】本発明の作用について図１４のグラフを用いて
説明する。図１４のグラフは、一拍における血液流出時
間（＝ Sistole）が一定のときの、血液受け空間に流入
される血液の流量（＝ Stroke Volume）及び単位時間当
たりの血液平均流量（＝Flow）と血液流入時間（＝ Dia
stlic Time）との関係を示すものである。 Stroke Volu
me曲線は時間の経過とともに立ち上がって一定値に近づ
き、Flow曲線はピーク値を有する山形の曲線を描くよう
になっている。
【００２１】まず第１の発明では、計算手段によって単
位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）が算出されるよ
うになっており、単位時間当たりの血液平均流量（＝Fl
ow）が最も高くなるように積分設定値が設定される。即
ち、図１４でFlow曲線のピーク値をとるＡ点に積分設定
値が設定されるようになっているわけである。そして、
第１制御手段が積分手段により算出される積分値が積分
設定値に達すると、作動流体空間を高圧流体源に接続さ
せる。このときの積分設定値は Stroke Volume曲線の最
大値には達していないが、作動流体空間が高圧流体源に
接続されるタイミングは単位時間当たりの血液平均流量
（＝Flow）が最も高いタイミングとすることができる。
従って、人工心臓ポンプ装置より生体に循環される単位
時間当たりの血液量を最大にすることが可能となる。
【００２２】第２の発明では、前回の更新時に積分設定
値を上昇させて単位時間当たりの血液平均流量（＝Flo
w）が上昇した場合には、例えば図１４で積分設定値が
Ｂ’点よりＢ点に設定変更された場合を意味し、この積
分設定値の更新（上昇）が正しく、積分設定値を上昇さ
せることで更に単位時間当たりの血液平均流量（＝Flo
w）を増加させることができると考えられるため、積分
設定値をさらに上昇させる。同様に、積分設定値を低下
させて単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）が上昇
した場合には、例えば図１４で積分設定値がＣ’点より
Ｃ点に設定変更され、この積分設定値の更新（低下）が
正しく、積分設定値を低下させることで更に単位時間当
たりの血液平均流量（＝Flow）を増加させることができ
ると考えられるため、積分設定値をさらに低下させる。
【００２３】逆に、前回の更新時に積分設定値を上昇さ
せて単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）が下降し
た場合には、この積分設定値の更新（上昇）が逆効果
で、例えば図１４で積分設定値がＤ’点よりＤ点に設定
変更され、積分設定値を上昇させることで逆に単位時間
当たりの血液平均流量（＝Flow）を減少させてしまった
と考えられるため、元の積分設定値に戻す意味で、積分
設定値を下げる。同様に、積分設定値を低下させて単位
時間当たりの血液平均流量（＝Flow）が下降した場合に
は、この積分設定値の更新（低下）が逆効果で、例えば
図１４で積分設定値がＥ’点よりＥ点に設定変更され、
積分設定値を低下させることで逆に単位時間当たりの血
液平均流量（＝Flow）を減少させてしまったと考えられ
るため、元の積分設定値に戻す意味で、積分設定値を上
げる。
【００２４】このように、前回、更新手段が更新した積
分設定値が血液平均流量（＝Flow）の変化にどのように
影響しているかが考慮されて、積分設定値が更新され
る。このため、常にその時の状況に応じた最適の積分設
定値とすることができる。
【００２５】第３の発明では、図１４から明らかなよう
に、積分設定値を上昇させたときに、血液受け空間に流
入される血液の流量（＝ Stroke Volume）が低下するこ
とと、一拍にかかる所要時間（＝ Cyclelength）が短く
なることは考えられない状態である。また、積分設定値
を低下させたときに、血液受け空間に流入される血液の
流量（＝ Stroke Volume）が上昇することと、一拍にか
かる所要時間（＝ Cyclelength）が長くなることも考え
られない状態である。従って、これらの状態が生じた場
合には、前回の積分設定値の変更が単位時間当たりの血
液平均流量（＝Flow）の上昇にはなんら関与していない
ものとみて、積分設定値をもとに戻すようになってい
る。このように、各パラメータが考えられない状態を表
した場合には異常状態であると判断して積分設定値を元
に戻すため、積分設定値の無理な変更がなく、生体への
負担のない制御が可能な人工心臓ポンプ装置とすること
ができる。
【００２６】第４の発明では、計算手段によって単位時
間当たりの血液平均流量（＝Flow）が算出されるように
なっており、単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）
が最も高くなるように設定時間が設定され、第２制御手
段がこの設定時間に従って、接続切換手段で作動流体空
間を低圧流体源に接続する。このように、作動流体空間
が低圧流体源に接続されるタイミングを単位時間当たり
の血液平均流量（＝Flow）が最も高いタイミングとする
ことができる。従って、人工心臓ポンプ装置より生体に
循環される単位時間当たりの血液量を最大にすることが
可能となる。
【００２７】第５の発明では、前回の更新時に設定時間
を延長させて単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）
が上昇した場合には、この設定時間の更新（延長）が正
しく、設定時間を延長させることで更に単位時間当たり
の血液平均流量（＝Flow）を増加させることができると
考えられるため、設定時間をさらに延長させる。同様
に、設定時間を短縮させて単位時間当たりの血液平均流
量（＝Flow）が上昇した場合にも、この設定時間の更新
（短縮）が正しく、設定時間を短縮させることで更に単
位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）を増加させるこ
とができると考えられるため、設定時間をさらに短縮さ
せる。
【００２８】逆に、前回の更新時に設定時間を延長させ
て単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）が低下した
場合には、この設定時間の更新（延長）が逆効果で、設
定時間を延長させることで逆に単位時間当たりの血液平
均流量（＝Flow）を減少させてしまったと考えられるた
め、元の設定時間に戻す意味で、設定時間を短縮する。
同様に、設定時間を短縮させて単位時間当たりの血液平
均流量（＝Flow）が低下した場合にも、この設定時間の
更新（短縮）が逆効果で、設定時間を短縮させることで
逆に単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）を減少さ
せてしまったと考えられるため、元の設定時間に戻す意
味で、設定時間を延長する。
【００２９】このように、前回の設定時間の変化に対す
る血液平均流量（＝Flow）の変化より、前回、更新手段
が更新した設定時間が血液平均流量（＝Flow）の変化に
どのように影響しているかが考慮されて、設定時間が更
新される。このため、常にその時の状況に応じた最適の
設定時間とすることができる。
【００３０】第６の発明では、複数拍毎に設定時間を更
新させるようになっているが、血液受け空間より血液の
流出にかかる時間は、生体側よりゆっくり変化するもの
であって、急速な変化のあるものではない。このため、
単位時間当たりの血液平均流量（＝Flow）を複数拍分ず
つ足し合わせた合計で比較することによって、血液流出
にかかる時間の変化を充分につかむことができるととも
に、一拍毎に設定時間を変更しないため、逆に生体に負
担をかけるようなこともない。
【００３１】
【実施例】図１および図２に本発明の一実施例を示す。
図１はポンプ１およびそれに負圧（低圧）を供給するた
めの低圧源、高圧エアーを供給するための高圧源、なら
びに、ポンプ１に負圧と高圧エアーを交互に与える電磁
切換弁３１ｎ、３１ｐを示し、図２は、制御装置を示
す。なお、図１のａ〜ｈと図２のａ〜ｈの、同じアルフ
ァベット記号を重ね合せることにより、本発明の一実施
例の全体図が現われる。図３には、ポンプ１の拡大断面
を示し、図３の（ａ）は流体受口７を縦に切断した図１
の３ａ−３ａ線拡大断面（吸入工程の状態）を、図３の
（ｂ）は流体送出口８を縦に切断した、図１の３ｂ−３
ｂ線拡大面（吐出工程の状態）を示す。
【００３２】以下、ポンプ１が人工心臓（補助心臓）と
して製造されその流体受口７が生体（患者）の心臓の左
房に接続され、流体送出口８が大動脈に接続されている
ものとして説明する。
【００３３】ポンプ１の、外囲器２および３で囲まれた
内空間は、ダイアフラム４で血液受け空間５とエアー
（作動流体）受け空間６に区分されている。エアー受け
空間６を介してダイアフラム４に加わる負圧により、流
体受口７に到来した血液は第１逆止弁１０（図３のａ）
を押して血液受け空間５に吸入される。エアー受け空間
６に高圧エアーが切換え供給されると、エアー受け空間
６を介してダイアフラム４に正圧が加わり、血液受け空
間５の血液が第２逆止弁１１（図３のｂ）を押して流体
送出口８を通って大動脈に送出される。
【００３４】エアー受け空間６は、エアーポート９を通
して電磁開閉弁３１ｎ、３１ｐの出力ポートに接続され
ている。負圧供給用の電磁開閉弁３１ｎの入力ポートに
は負圧アキュムレータ３２ｎが接続されており、電磁開
閉弁３１ｎは、その電気コイルに通電があるときには弁
部材が駆動されてエアーポート９をアキュムレータ３２
ｎに接続するが、非通電のときには圧縮コイルスプリン
グが弁部材を戻し駆動して、エアーポート９とアキュム
レータ３２ｎの間を遮断する。正圧供給用の電磁開閉弁
３１ｐの入力ポートには正圧アキュムレータ３２ｐが接
続されており、電磁開閉弁３１ｐは、その電気コイルに
通電があるときには弁部材が駆動されてエアーポート９
をアキュムレータ３２ｐに接続するが、非通電のときに
は圧縮コイルスプリングが弁部材を戻し駆動して、エア
ーポート９とアキュムレータ３２ｐの間を遮断する。
【００３５】アキュムレータ３２ｎには電磁開閉弁３４
ｎの出力ポートが接続されている。
【００３６】電磁開閉弁３４ｎの入力ポートには電気モ
ータ３６で駆動されるエアーポンプ３５の吸気口（負圧
供給口）が接続されている。電磁開閉弁３４ｎの電気コ
イルに通電があるときには弁部材が駆動されて電磁開閉
弁３４ｎが開弁し、アキュムレータ３２ｎにはエアーポ
ンプ３５の吸気圧が与えられる。電気コイルが非通電の
ときには圧縮コイルスプリングが弁部材を戻し駆動して
ポンプ３５とアキュムレータ３２ｎの間を遮断する。電
磁開閉弁３４ｎの閉によりポンプ３５の吸気口の負圧
（絶対値）が過大になるときのポンプ３５の過負荷防止
のために、ポンプ３５の吸気口には過負圧保護弁３７が
接続されている。ポンプ３５の吸気口の負圧（絶対値）
が所要範囲よりも高くなって設定値を越えると過負圧保
護弁３７ｎが開き、大気が該弁３７ｎを通してポンプ３
５の吸気口に吸引される。
【００３７】アキュムレータ３２ｐには電磁開閉弁３４
ｐの出力ポートが接続されている。
【００３８】電磁開閉弁３４ｐの入力ポートには、電気
モータ３６で駆動されるエアーポンプ３５の吐出口（高
圧供給口）が接続されている。電磁開閉弁３４ｐの電気
コイルに通電があるときには弁部材が駆動されて電磁開
閉弁３２ｐを開弁し、アキュムレータ３２ｐにはエアー
ポンプ３５の吐出圧が与えられる。電気コイルが非通電
のときには圧縮コイルスプリングが弁部材を戻し駆動し
てポンプ３５とアキュムレータ３２ｐの間を遮断する。
電磁開閉弁３４ｐの閉によりポンプ３５の吐出口の正圧
が過大になるときのポンプ３５の過負荷防止のために、
ポンプ３５の吐出口には過圧保護弁３７ｐが接続されて
いる。ポンプ３５の吐出口の正圧が所要範囲よりも高く
なって設定値を越えると過圧保護弁３７ｐが開き、ポン
プ３５の吐出口の高圧エアーが該弁３７ｐを通して大気
に出る。
【００３９】ポンプ１の駆動中には、アキュムレータ３
２ｎの負圧は、圧力センサ３３ｎで検出され、検出圧が
目標圧（Ｐns）より高い（絶対値では低い）と電磁開閉
弁３４ｎが開かれ、低い（絶対値では高い）と閉じられ
て、常時実質上目標圧（Ｐns）に維持される。アキュム
レータ３２ｐの負圧は、圧力センサ３３ｐで検出され、
検出圧が目標圧（Ｐns）より高いと電磁開閉弁３４ｐが
閉じられ、低いと開かれて、常時実質上目標圧（Ｐns）
に維持される。
【００４０】したがって、正圧供給用の電磁開閉弁３１
ｐを非通電（オフ）にして負圧供給用の電磁開閉弁３１
ｎが通電（オン）されると、ポンプ１のエアー受け空間
６には目標圧（Ｐns）の負圧が供給されてダイアフラム
４が血液受け空間５を広げる方向に移動し（吸入工
程）、負圧供給用の電磁軽輩弁３１ｎを非通電（オフ）
にして正圧供給用の電磁開閉弁３１ｐを通電（オン）す
るとポンプ１のエアー受け空間６には目標圧（Ｐns）の
正圧が供給されてダイアフラム４が血液受け空間５を縮
める方向に移動する（吐出工程）。
【００４１】流体受口７に連なる吸管には、その内部を
流れる血液の流速を検出する電磁流量計の流速センサ１
３（図１および図３のａ）が装着されている。この流速
センサは信号線を介して制御装置１２の信号処理回路１
４ｈ（図２）に接続されている。信号処理回路１４ｈ
は、流速センサ１３が装着された吸管を流れる血液の流
速を表わす流速信号を発生する。この流速信号は、入出
力ポート１６を介してＡ／Ｄコンバータ１７に与えら
れ、Ａ／Ｄコンバータ１７が流速信号をデジタルデータ
に変換し、このデジダルデータをマイクロプロセッサ
（以下ＣＰＵと称する）１８が読み取る。
【００４２】電磁開閉弁３１ｎ、３１ｐ、３４ｎおよび
３４ｐの電気コイルは、それぞれ制御装置１２のソレノ
イドドライバ１４ｆ、１４ｇ、１４ｂおよび１４ｃに接
続されており、これらのドライバ１４ｆ、１４ｇ、１４
ｂおよび１４ｃが、ＣＰＵ１８の指示に応じて、電気コ
イルのオン（通電）／オフ（非通電）を行う。すなわち
各電磁開閉弁の開／閉を行う。
【００４３】エアーポンプ３５を駆動する電気モータ３
６は、モータドライバー１４ａに接続されており、ドラ
イバ１４ａがＣＰＵ１８の指示に応じて電気モータ３６
のオン／オフを行う。すなわち、ポンプ３５の駆動／停
止を行なう。圧力センサ３３ｎおよび３３ｐは、それぞ
れアキュムレータ３２ｎおよび３２ｐの内圧に対応する
電気信号を発生し、信号処理回路１４ｄおよび１４ｅに
与える。信号処理回路１４ｄおよび１４ｅは、内圧を示
す電気信号を圧力に対してリニアな関係のレベル変化を
示すアナログ信号に変換して入出力ポート１６を通して
Ａ／Ｄコンバータ１７に与える。Ａ／Ｄコンバータ１７
がこれらのアナログ信号をデジタルデータに変換し、こ
れらのデジタルデータをＣＰＵ１８が読み取る。
【００４４】制御装置１２には、電源スイッチ、データ
入力用のキー、二次元ディスプレイ、表示灯およびブザ
ーを備える操作／表示ボード２２が接続されており、制
御装置１２のＣＰＵ１８には、システムコントローラ１
９、ＲＡＭ２０およびＲＯＭ２１が接続されている。
【００４５】次に、本実施例の人工心臓ポンプ装置の制
御方法について説明する。尚、本実施例では、吐出行程
において、エアー受け空間６と高圧流体源との接続を低
圧流体源に切換えるのは、接続時間が設定時間に達した
ときに行われる。この設定時間は、一定に設定しておく
制御方法と、設定時間を１０拍毎の単位時間当たりの血
液流入量（＝Flow）の合計を比較することによって自動
更新する制御方法を選択できるようになっている。前者
の場合はもちろん、後者の場合にも１０拍ごとに設定時
間が更新されるため、 Sistole（エアー受け空間６と高
圧流体源との接続時間）は略一定とみなすことができ
る。従って、本実施例では、単位時間当たりの血液流入
量（＝Flow）は一拍当たりの血液流入量とみなすことが
できるものである。以下、後述するFlowとは、一拍当た
りの血液流入量を意味するものとする。
【００４６】また、吸入行程において、エアー受け空間
６と低圧流体源との接続を高圧流体源に切換えるのは、
流速センサ１３によって検知され血液受け空間５に吸入
される血液流速を積分した積分値が積分設定値に達した
ときに行われる。この積分設定値についても、一定に設
定する制御方法と、積分設定値を１拍毎に自動更新する
制御方法を選択できるようになっている。
【００４７】図４〜図１２に、ＣＰＵ１８の制御動作を
示す。図４を参照すると、装置電源が投入されそれ自身
に所定電圧が印加されると（ステップ１）、ＣＰＵ１８
は、内部レジスタ、カウンタ、タイマ等をクリアし、出
力ポートにはすべて待機時の信号（電磁開閉弁オフ、モ
ータオフ）を出力し（ステップ２）、そして、操作／表
示ボード２２の２次元ディスプレイ（図示せず）に、
「ユーザ設定値」、「測定値」、「警報」等の各欄を表
示する（ステップ３）。各欄の数値は、最初は基準値が
表示される。ＣＰＵ１８は、数値変更入力があるとそれ
を読込み、入力数値が所定範囲内のものであると、表示
を入力されたものに変更し、レジスタの内容もそれに更
新する（ステップ３）。入力数値が所定範囲を外れてい
ると表示を変更せずレジスタの内容も更新しない。操作
／表示ボード２２のシステム設定キーが押されたときに
は、表示画面の「システム設定値」の欄も加えて表示し
システム設定項目とそこに設定されている数値を表示す
る（ステップ３）。数値は、最初は基準値が表示され
る。ＣＰＵ１８は、数値変更入力があるとそれを読み込
み、入力数値が所定範囲内のものであると、表示を入力
されたものに変更し、レジスタの内容もそれに更新する
（ステップ３）。入力数値が所定範囲を外れていると表
示は変更せずレジスタの内容も更新しない。「システム
設定値」の欄を表示しているときに操作／表示ボード２
２のシステム設定キーが押されると、「システム設定
値」の欄の表示を消去する。数値等の入力がないときに
は、スタートキーが押されるのを待つ（ステップ３、
４、３）。
【００４８】スタートキーが押されると、ＣＰＵ１８
は、電気モータ３６に通電してエアーポンプ３５を駆動
し、電磁開閉弁３４ｎおよび３４ｐに通電（開弁）する
（ステップ５ａ）。そして、圧力センサ３３ｎの検出圧
Ｐn を読みそれがシステム設定値Ｐns以下（検出圧絶対
値がＰnsの絶対値以上）になるのを待つ（ステップ５
ｂ）。圧力センサ３３ｎの検出圧がＰns以下になると、
つまりアキュムレータ３２ｎの圧力がＰns以下になる
（同時にアキュムレータ３２ｐの圧力が上昇している）
と、ＣＰＵ１８は、「調圧」処理（ステップ６）および
「表示更新」処理（ステップ７）を実行する。
【００４９】「調圧」処理（ステップ６）では、圧力セ
ンサ３３ｎおよび３３ｐの検出圧を読込んで、圧力セン
サ３３ｎの検出圧Ｐn がＰns以下のときには電磁開閉弁
３４ｎを閉（オフ）に、Ｐn がＰnsを越えるときには電
磁開閉弁３４ｎを開（オン）にし、圧力センサ３３ｐの
検出圧Ｐp がＰps以上のときには電磁開閉弁３４ｐを閉
（オフ）に、検出圧Ｐp がＰps未満のときには電磁開閉
弁３４ｐを開（オン）にする。
【００５０】「表示更新」処理（ステップ７）では、最
新の設定値、測定値および警報情報があるときには、そ
れを表示ボード２２の表示画面に更新表示する。そし
て、ＣＰＵ１８は次のようにポンプ駆動を行う。
【００５１】（１）第１半サイクル（吐出行程）の制御 ＣＰＵ１８は、次に行うべき行程が吐出行程か吸入行程
かを示すためのレジスタＣＨＦの内容が「０」（吐出行
程指示）であるかをチェックする（ステップ８）。な
お、第１半サイクルを開始する直前は、レジスタＣＨＦ
の内容は「初期化」（ステップ２）で「０」となってい
る。レジスタＣＨＦの内容が「０」であるのでＣＰＵ１
８は、フラグｆを０にして電磁開閉弁３１ｎを閉に（ス
テップ９）、フラグｇを１にして電磁開閉弁３１ｐを開
にして（ステップ１０）する。次に、吐出時間計測用の
レジスタＰＩＲに吐出時間の設定時間Ｔｓを書き込んで
（ステップ１０ａ）、フラグ「FLAG.KEISAN 」の内容
が、積分値の更新行程（図８のフロー）の実行を意味す
る「１」であるか、不実行を意味する「０」であるかを
判断する（ステップ１１）。尚、第１半サイクルでは、
フラグ「 FLAG.KEISAN」の内容は「初期化」（ステップ
２）で「０」となっているためステップ１１ａに進む。
ＣＰＵ１８は、レジスタＰＩＲの内容が０になるのを待
つ（ステップ１１ａ）。待っている間、操作／表示ボー
ドの入力を監視し（ステップ１１ｂ）、それに入力があ
ると入力に応じた処理を行う（ステップ１１ｃ）。ここ
で、設定値の変更入力があるとそれを読んでそれが所定
範囲内のものであると表示画面２２ｄの表示を更新しレ
ジスタの値も更新する。ステップ入力があると、停止処
理をしてステップ３に戻る。ステップ入力がなく、レジ
スタＰＩＲの内容が０になるとＣＰＵ１８はステップ１
２に進み、 Sistoleモード（血液受け空間５の収縮時間
自動制御モード）であるかを判断する。 Sistoleモード
でない場合には後述するステップ１３に進み、Sistole
モードである場合にはステップ１４に進む。
【００５２】ステップ１４では、収縮時間を自動で制御
するためのデータがそろっているかどうかを示すフラグ
「FLAG.SYS.DATA 」の内容が、 「２」（データが揃っている状態） 「１」（比較する前回のデータは揃っているが、今回の
データが不揃いな状態） 「０」（比較する前回のデータ、今回のデータとも不揃
いな状態） のいずれの状態であるかをチェックする。ここで前回の
データとは前回の１０拍分のFlow（１拍当たりの血液流
入量）の合計値を、今回のデータとは今回の１０拍分の
Flow（１拍当たりの血液流入量）の合計値を意味するも
のである。第１半サイクルでは何もデータが蓄積されて
いない状態であるため、フラグ「FLAG.SYS.DATA 」は
「０」を示している。従って、ステップ１４での判断は
「Ｎｏ」であり、ステップ１３を実行する。ＣＰＵ１８
は、レジスタＣＨＦに「１」（吸入行程を指定）を書き
込んで（ステップ１３）、ステップ６にリターンする。
【００５３】（２）第２半サイクル（吸入行程）の制御 次にＣＰＵ１８は、前述の「調圧」処理（ステップ６）
おおび「表示更新」処理（ステップ７）を実行する。Ｃ
ＰＵ１８は、次に行うべき行程が吐出行程が吸入行程か
を示すためのレジスタＣＨＦの内容が、「０」（吐出行
程指示）であるかをチェックする（ステップ８）。ここ
ではレジスタＣＨＦの内容が「１」（吸入行程指示）で
あるのでＣＰＵ１８は、電磁開閉弁３１ｎを開に（ステ
ップ１８）、電磁開閉弁３１ｐを閉にし（ステップ１
９）、吸入流速ピーク値を格納するためのレジスタＶm
a、吸入量積分値を格納するためのレジスタＱmaをクリ
アする（ステップ２０〜２１）。さらにＣＰＵ１８は、
流速センサ１３の検出流速Ｖを読み込み（ステップ２
２）、積分レジスタＱmaに、そのときの内容Ｑmaに今回
の測定値Ｖを加えた値を更新記憶する（ステップ２
３）。ＣＰＵ１８は次に、検出流速Ｖをピーク値レジス
タＶmaの値と比較し（ステップ２４）、前者が後者より
大きいと前者すなわち検出流速Ｖをピーク値レジスタＶ
maに更新記憶する（ステップ２５）。
【００５４】次に、ＣＰＵ１８は積分値レジスタＱmaの
値すなわち吸入量が設定値（＝閾値）Ｑｓに達したかを
チェックする（ステップ２６）。ステップ２６で積分値
レジスタＱmaの値が設定値Ｑｓに達するまでは、ステッ
プ２２からステップ２６を繰り返し、ステップ２６で設
定値Ｑｓに達したことがチェックされると、ＣＰＵ１８
はフラグ「 FLAG.KEISAN」に１をたてて（ステップ２
７）、レジスタＣＨＦの内容を「０」（吐出行程指示）
とし（ステップ２８）、ステップ６にリターンする。
【００５５】（３）第３半サイクル（吐出行程）以降の
奇数サイクル（吐出行程）の制御 （３−１）次にＣＰＵ１８は、（１）第１半サイクルの
制御と同様にステップ６〜１１を実行し、ステップ１１
でフラグ「 FLAG.KEISAN」をチェックする。「 FLAG.KE
ISAN」は、第３半サイクルでは前回の吸入行程における
ステップ２７で「１」となっているため、次にステップ
２９を実行する。ＣＰＵ１８は、積分値レジスタＱmaの
値が、前拍の積分値レジスタＱｐの値と等しいかどうか
をチェックする（ステップ２９）。等しい場合には（３
−２）にて後述するステップ３５を行う。第３半サイク
ルでは、積分値レジスタＱｐにまだ何もインプットされ
ておらず、「初期化」（ステップ２）で「０」となって
いる。このため、Ｑｐ＝Ｑmaとはならず、ＣＰＵ１８は
積分値レジスタＱｐに今回の積分値レジスタＱmaの値を
格納する（ステップ３０）。
【００５６】さらにＣＰＵ１８は、流速センサ１３の検
出流速Ｖを読み込み（ステップ３１）、積分レジスタＱ
maに、そのときの内容Ｑmaに今回の測定値Ｖを加えた値
を更新記憶する（ステップ３２）。（なお、この段階は
吐出行程であり、エアー受け空間６との接続を低圧流体
源から高圧流体源に切り換えるための命令が、ステップ
９、１０にて既に出力されてはいるが、実際には機械的
な遅れが生じるために、血液受け空間５への血液の流入
が起こっているものである。）ＣＰＵ１８は次に、検出
流速Ｖをピーク値レジスタＶmaの値と比較し（ステップ
３３）、前者が後者より大きいと前者すなわち検出流速
Ｖをピーク値レジスタＶmaに更新記憶する（ステップ３
４）。そして、ステップ１１ａにリターンし、ステップ
１１ａ、１１ｂ、１１ｃ及び１１を実行する。次に、フ
ラグ「 FLAG.KEISAN」は、前回の吸入行程におけるステ
ップ２７で「１」となっているため、次にステップ２９
を実行する。ステップ２９ではＱｐ＝Ｑmaであるため、
ステップ３５を実行する。
【００５７】なお、ステップ３５については（３−２）
にて後述するが、どのルーチンでも最終的にはフラグ
「 FLAG.KEISAN」に「０」を格納してステップ１１ａに
リターンする。そして、ステップ１１ａ、１１ｂ、１１
ｃ、１１、再びステップ１１ａと繰り返し、ステップ１
１ａでレジスタＰＩＲが０以下になった時点で、ステッ
プ１２に抜ける。ステップ１２では Sistoleモード（血
液受け空間５の収縮時間自動制御モード）であるかを判
断する。 Sistoleモードでない場合には後述するステッ
プ１３に進み、Sistole モードである場合にはステップ
１４に進む。
【００５８】ステップ１４では、収縮時間を自動で制御
するためのデータがそろっているかどうかを示すフラグ
「FLAG.SYS.DATA 」の内容が、 「２」（データが揃っている状態） 「１」（比較する前回のデータは揃っているが、今回の
データが不揃いな状態） 「０」（比較する前回のデータ、今回のデータとも不揃
いな状態） のいずれであるかをチェックする。第３半サイクル〜第
１９半サイクルでは、１０拍分のFlowのデータが揃わな
いためフラグ「FLAG.SYS.DATA 」は「０」を示し、第２
１半サイクル〜第３９半サイクルでは、前回の１０拍分
のデータは揃っても今回の１０拍分のデータが揃わない
ため、フラグ「FLAG.SYS.DATA 」は「１」を示す。
「０」、「１」の場合には、第１半サイクルと同様にス
テップ１１ａにリターンする。
【００５９】第４１半サイクル以降では両方のデータが
揃うため、フラグ「FLAG.SYS.DATA」は「２」を示す。
この場合、前回、 Sistole（エアー受け空間６と高圧流
体源との接続時間）の設定時間を延長したかをチェック
する（ステップ４１）。延長したときには、前回の１０
拍分のFlowの合計値を格納するレジスタG.S.FLOW１が、
今回の１０拍分のFlowの合計値を格納するレジスタG.S.
FLOW２よりも小さいかどうか、即ち、設定時間の延長に
よりFlowの合計値が上昇したかどうかがチェックされる
（ステップ４２）。G.S.FLOW１＜G.S.FLOW２の場合に
は、設定時間の延長が正しく、さらに設定時間の延長す
ることによりFlowの合計値が上昇して１拍当たりの血液
流入量がさらに増加すると考えられるため、設定時間の
フラグＴｓに１をインクリメントする（ステップ４３
ａ）。逆にG.S.FLOW１＞G.S.FLOW２の場合には、設定時
間の延長によりFlowの合計値が低下してしまったと推定
でき、設定時間を短縮することによりFlowの合計値が上
昇すると考えられるため、設定時間のフラグＴｓに１を
デクリメントする（ステップ４３ｂ）。
【００６０】また、ステップ４１で、前回、 Sistoleの
設定時間を短縮した場合には、ステップ４４に進む。そ
して、前回の１０拍分のFlowの合計値を格納するレジス
タG.S.FLOW１が、今回の１０拍分のFlowの合計値を格納
するレジスタG.S.FLOW２よりも小さいかどうか、即ち、
設定時間の短縮によりFlowの合計値が上昇したかどうか
がチェックされる（ステップ４４）。G.S.FLOW１＜G.S.
FLOW２の場合には、設定時間の短縮が正しく、さらに設
定時間の短縮することによりFlowの合計値が上昇して１
拍当たりの血液流入量がさらに増加すると考えられるた
め、設定時間のフラグＴｓに１をデクリメントする（ス
テップ４５ａ）。逆にG.S.FLOW１＞G.S.FLOW２の場合に
は、設定時間の短縮によりFlowの合計値が低下してしま
ったと推定でき、設定時間を延長することによりFlowの
合計値が上昇すると考えられるため、設定時間のフラグ
Ｔｓに１をインクリメントする（ステップ４５ｂ）。
【００６１】こうして、ＣＰＵ１８は、ステップ４３
ａ、４３ｂ、４５ａ、４５ｂのいずれかを実行した後、
G.S.FLOW１にG.S.FLOW２の値を格納して（ステップ４
６）、G.S.FLOW２を初期化する（ステップ４７）。そし
て、フラグ「FLAG.SYS.DATA 」に「１」（比較する前回
のデータは揃っているが、今回のデータが不揃いな状
態）を格納する（ステップ４８）。「FLAG.SYS.DATA 」
に「１」を格納することによって、G.S.FLOW２にデータ
を蓄積することができる。さらにＣＰＵ１８は、１０拍
分のFlowの合計値をとるために拍数をカウントするフラ
グ「COUNT.SYS.DATA」に「１」を格納して（ステップ４
９）、ステップ１３にリターンする。ＣＰＵ１８は、レ
ジスタＣＨＦに「１」（吸入行程を指定）を書き込んで
（ステップ１３）、ステップ６にリターンする。
【００６２】（３−２）次に、ステップ２９で、Ｑｐ＝
Ｑmaとなった場合について説明する。一度ステップ３０
で積分値レジスタＱｐに値が格納されると、次回から
は、ステップ９、０でエアー受け空間６との接続を低圧
流体源から高圧流体源に切り換えるための命令が出力さ
れているにもかかわらず、実際には機械的な遅れが生じ
るために、血液受け空間５への血液の流入が起こり、Ｑ
ｐ＝Ｑmaとなる。
【００６３】この場合、ＣＰＵ１８は現在のモードが、
「 Sistoleモード」（血液受け空間５の収縮時間Ｔｓの
自動制御モード）か、「 Thresholdモード」（積分設定
値Ｑｓの自動制御モード）か、「普通の駆動モード」
（ Sistoleモードでも Thresholdモードでもなく、収縮
時間Ｔｓも積分設定値Ｑｓも自動では変更されないモー
ド）の、いずれであるかを判断する。以下、それぞれの
場合について順に説明する。
【００６４】（３−２ａ）「普通の駆動モード」の場合 「普通の駆動モード」の場合にはステップ１１ａに行
き、ステップ１１ａ、１１ｂ、１１ｃ、１１・・・と続
き、レジスタＰＩＲが０以下になった時点でステップ１
２に抜ける。ここでは Sistoleモードではないため、ス
テップ１３でレジスタＣＨＦに「１」を格納して、ステ
ップ６にリターンする。
【００６５】（３ ２ｂ）「 Sistoleモード」の場合 「 Sistoleモード」の場合には、ステップ７１を実行す
る。ステップ７１では、フラグ「FLAG.SIS.DATA 」が
「０」かどうかをチェックする。「０」である場合、Ｃ
ＰＵ１８はカウンター「COUNT.SISTOLE 」に１をインク
リメントし（ステップ７２）、フラグ「S.BEAT１」に一
拍にかかる時間（ Cyclelength）を格納する（ステップ
７３）。次に、フラグ「S.Ｑｐ１」に前回の積分設定値
レジスタの値Ｑｐを格納する（ステップ７４）。続い
て、Flowを格納するフラグ「S.FLOW１」に「S.Ｑｐ１／
S.BEAT１」を格納し（ステップ７５）、Flowの合計値を
格納するフラグ「G.S.FLOW１」に「S.FLOW１」をインク
リメントする（ステップ７６）。次に、フラグ「 FLAG.
KEISAN」に「０」を格納して（ステップ７７）、カウン
ター「COUNT.SISTOLE 」が「９」を越えたかをチェック
する（ステップ７８）。
【００６６】越えている場合には、フラグ「FLAG.SIS.D
ATA 」及びカウンター「COUNT.SISTOLE 」に「１」を格
納し（ステップ７９、８０）、ステップ１１ａ〜ステッ
プ１１・・・ステップ１１ａ、ステップ１２、ステップ
１４、ステップ１３と実行してステップ６に進む。ステ
ップ７８でカウンター「COUNT.SISTOLE 」が「９」を越
えている場合、即ち、「１０」である場合には、ステッ
プ７９、８０をジャンプしてステップ１１ａ〜ステップ
１１・・・ステップ１１ａ、ステップ１２、ステップ１
４、ステップ１３と実行してステップ６に進む。
【００６７】また、ステップ７１でフラグ「FLAG.SIS.D
ATA 」が「０」でない場合、ＣＰＵ１８はカウンター
「COUNT.SISTOLE 」に１をインクリメントし（ステップ
８１）、フラグ「S.BEAT２」に一拍にかかる時間（ Cyc
lelength）を格納する（ステップ８２）。次に、フラグ
「S.Ｑｐ２」に前回の積分設定値レジスタの値Ｑｐを格
納する（ステップ８３）。続いて、Flowを格納するフラ
グ「S.FLOW２」に「S.Ｑｐ２／S.BEAT２」を格納し（ス
テップ８４）、Flowの合計値を格納するフラグ「G.S.FL
OW２」に「S.FLOW２」をインクリメントする（ステップ
８５）。次に、カウンター「COUNT.SISTOLE 」が９を越
えたかをチェックする（ステップ８６）。
【００６８】越えている場合には、フラグ「FLAG.SIS.D
ATA 」に「２」を、カウンター「COUNT.SISTOLE 」に
「１」を格納し（ステップ８７、８８）、ステップ１１
ａ〜ステップ１１・・・ステップ１１ａ、ステップ１
２、ステップ１４、ステップ４１〜４９、及び、ステッ
プ１３と実行してステップ６に進む。ステップ８６でカ
ウンター「COUNT.SISTOLE 」が「９」を越えている場
合、即ち、「１０」である場合には、ステップ８７、８
８をジャンプしてステップ１１ａ〜ステップ１１・・・
ステップ１１ａ、ステップ１２と進み、以下、同様に、
ステップ１４、ステップ４１〜４９、及び、ステップ１
３と実行してステップ６に進む。
【００６９】（３−２ｃ）「 Thresholdモード」の場合 「 Thresholdモード」の場合には、ステップ５０を実行
する。ステップ５０では Threshold処理（積分設定値Ｑ
ｓの自動制御）を行うために必要なデータが揃っている
かどうかを示すフラグ「FLAG.THRESHOLD.DATA 」をチェ
ックする。「０」は揃っていない状態を示し、「１」は
揃った状態を示す。
【００７０】ステップ５０を初めて実行するときには、
必要となるデータは未だ揃っていない状態であるため、
ＣＰＵ１８はレジスタ「T.BEAT１」に一拍にかかる時間
BEAT（ Cyclelength）を格納し（ステップ５１）、レジ
スタ「T.Ｑｐ１」に前回の積分設定値レジスタの値Ｑｐ
を格納する（ステップ５２）。続いて、Flowを格納する
レジスタ「T.FLOW１」に「T.Ｑｐ１／T.BEAT１」を格納
し（ステップ５３）、フラグ「 FLAG.KEISAN」に「０」
を格納して（ステップ５４）、ステップ１１ａ〜ステッ
プ１１・・・ステップ１１ａ、ステップ１２と進み、 S
istoleモードではないため、ステップ１３でレジスタＣ
ＨＦに「１」を格納して、ステップ６にリターンする。
【００７１】ステップ５０の実行が２回目以降である場
合には、１回目のステップ５０の実行時にステップ５１
〜５４でレジスタ「T.BEAT１」、「T.Ｑｐ１」、「T.FL
OW１」にデータが格納されるため、フラグ「FLAG. THRE
SHOLD DATA」は「１」を示す。従って、ＣＰＵ１８はス
テップ５６を実行し、レジスタ「T.BEAT２」に一拍にか
かる時間BEAT（ Cyclelength）を格納し（ステップ５
６）、レジスタ「T.Ｑｐ２」に前回の積分設定値レジス
タの値Ｑｐを格納する（ステップ５７）。続いて、Flow
を格納するレジスタ「T.FLOW２」に「T.Ｑｐ２／T.BEAT
２」を格納し（ステップ５８）、フラグ「 FLAG.THRESH
OLD DATA」に「１」を格納する（ステップ５９）。さら
に、フラグ「 FLAG.KEISAN」に「０」を格納して、ステ
ップ６２に進む。
【００７２】ステップ６２では、フラグ「 FLAG.THRESH
OLD DATA」をチェックし、「０」である場合には、ステ
ップ１１ａ〜ステップ１１・・・ステップ１１ａ、ステ
ップ１２と進み、 Sistoleモードではないため、ステッ
プ１３でレジスタＣＨＦに「１」を格納して、ステップ
６にリターンする。
【００７３】フラグ「 FLAG.THRESHOLD DATA」が「１」
である場合には、前回の Threshold時（吸入行程時）に
積分設定値Ｑｓを上昇させていたかをチェックする（ス
テップ６３）。上昇させていたときには、前回の Cycle
lengthを格納したレジスタT.BEAT１、前回の積分設定値
を格納したレジスタT.Ｑｐ１、前回のFlow値を格納する
レジスタT.FLOW１を表１に示す方法により、総合データ
レジスタ「T.DATA１」が、今回の総合データレジスタジ
スタ「T.DATA２」よりも小さいかどうか、即ち、今回の
データ変更によりFlow値が上昇したかどうかがチェック
される（ステップ６４）。T.DATA１＜T.DATA２の場合に
は、積分設定値Ｑｓの変更が正しく、さらに積分設定値
Ｑｓを上昇することによりFlow値が上昇して１拍当たり
の血液流入量がさらに増加すると考えられるため、積分
設定値Ｑｓに１をインクリメントする（ステップ６５
ａ）。逆にT.DATA１＞T.DATA２の場合には、積分設定値
Ｑｓの上昇によりFlow値が低下してしまった、あるいは
考えられないデータであると推定でき、積分設定値Ｑｓ
を低下することによりFlow値が上昇すると考えられるた
め、積分設定値Ｑｓに１をデクリメントする（ステップ
６５ｂ）。
【００７４】また、ステップ６３で、前回、THRESHOLD
時に積分設定値Ｑｓを低下させていた場合には、ステッ
プ６６に進む。そして、前回の Cyclelengthを格納した
レジスタT.BEAT１、前回の積分設定値を格納したレジス
タT.Ｑｐ１、前回のFlow値を格納するレジスタT.FLOW１
を表２に示す方法により、総合データレジスタ「T.DATA
１」が、今回の総合データレジスタジスタ「T.DATA２」
よりも小さいかどうか、即ち、今回のデータ変更により
Flow値が上昇したかどうかがチェックされる（ステップ
６６）。T.DATA１＜T.DATA２の場合には、積分設定値Ｑ
ｓの低下が正しく、さらに積分設定値Ｑｓの低下させる
ことによりFlow値が上昇して１拍当たりの血液流入量が
さらに増加すると考えられるため、積分設定値Ｑｓに１
をデクリメントする（ステップ６７ａ）。逆にT.DATA１
＞T.DATA２の場合には、積分設定値Ｑｓの低下によりFl
ow値が低下してしまった、あるいは考えられないデータ
であると推定でき、逆に積分設定値Ｑｓを上昇させるこ
とによりFlow値が上昇すると考えられるため、積分設定
値Ｑｓに１をインクリメントする（ステップ６７ｂ）。
【００７５】こうして、ＣＰＵ１８は、ステップ６５
ａ、６５ｂ、６７ａ、６７ｂのいずれかを実行した後、
T.DATA１にT.DATA２の値を格納して（ステップ６８）、
T.DATA２を初期化する（ステップ６９）。そして、報知
データを作成して（ステップ７０）、ステップ１１ａ〜
ステップ１１・・・ステップ１１ａ、ステップ１２と進
む。ＣＰＵ１８は、レジスタＣＨＦに「１」（吸入行程
を指定）を書き込んで（ステップ１３）、ステップ６に
リターンする。（４）第４半サイクル（吐出行程）以降
の偶数サイクル（吐出行程）の制御 第４半サイクル以降でも、吐出行程は（２）第２半サイ
クルの制御と同一の制御繰り返し、ステップ６〜８、ス
テップ１８〜２８を実行して、ステップ６にリターンす
る。
【００７６】以上に説明した実施例は、 Sistoleモード
と、 Thresholdモードが同時に指定されていない場合に
ついて説明したが、本発明はこれに限定されるものでは
なく、 Sistoleと Thresholdが同時に実行されるように
してもよい。同時に実行される場合の一例としては、ス
テップ３５の現在のモードを確認した後、 Thresholdモ
ードである場合のルーチンを実行し、次いで Sistoleモ
ードである場合のルーチンを実行すればよい。
【００７７】
【表１】
【００７８】
【表２】
【００７９】
【発明の効果】請求項１記載の発明では、血液受け空間
に流入される血液流速を積分して算出した積分値が積分
設定値に達すると、作動流体空間を高圧流体源に切換接
続するようになっており、この積分設定値が単位時間当
たりの血液平均流量が最も高くなるよう積分設定値を更
新する。このため、単位時間当たりの血液の循環量を最
大とするようになるため、人工心臓ポンプ装置の機能を
最大源に活用することができる。
【００８０】また、第１制御手段は積分値が積分設定値
に到達すると作動流体空間との接続を高圧流体源に切換
える命令を出力するが、この命令後も機械的な遅れによ
って血液受け空間に血液が流入し続ける。しかし、この
遅れによって血液受け空間に流入される血液の流量、即
ち Stroke Volumeは（図１４参照）は一拍における最大
流入量値に近づき、実際には、最大流入量値となった時
に血液の流れが逆転し、血液受け空間より血液が流出さ
れる。従来では、積分設定値をこの最大流入量値に設定
しており、積分値が最大流入値となった時点で作動流体
空間との接続を高圧流体源に切換える命令を出力してい
たため、 Stroke Volumeが最大流入値となりある程度の
時間（遅れの時間）が経過してからでしか、実際に血液
の流れを逆転させることができなかった。本発明ではこ
のような機械的な遅れがなくなるため、より適した制御
を行うことが可能となる。
【００８１】請求項２記載の発明によれば、前回、更新
手段が更新した積分設定値が血液平均流量（＝Flow）の
変化にどのように影響しているかが考慮されて、積分設
定値が更新されため、常にその時の状況に応じた最適の
積分設定値とすることができる。
【００８２】請求項３記載の発明によれば、血液平均流
量（＝Flow）だけでなく、一拍にかかる所要時間（＝ C
yclelength）と、血液受け空間に流入される血液の流量
（＝Stroke Volume）の変化を鑑みて、積分設定値の変
更が決定される。そして、各パラメータが考えられない
状態を表した場合には異常状態であると判断して積分設
定値を元に戻すため、積分設定値の無理な変更がなく、
生体への負担のない生魚が可能な人工心臓ポンプ装置と
することが可能となる。
【００８３】請求項４記載の発明によれば、作動流体空
間と高圧流体源との接続は、接続された時間が設定時間
に達すると低圧流体源との接続に切り換えられるが、こ
の設定時間が単位時間当たりの血液平均流量が最も高く
なるよう設定変更されるようになっている。このため、
作動流体空間が低圧流体源に接続されるタイミングを、
単位時間当たりの血液平均流入量が最も高いタイミング
とすることができ、人工心臓ポンプ装置より生体に循環
される単位時間当たりの血液量を最大にすることが可能
となる。
【００８４】請求項５記載の発明によれば、前回、更新
手段が更新した設定時間が血液平均流量（＝Flow）の変
化にどのように影響しているかが考慮されて、設定時間
が更新さるれため、常にその時の状況に応じた最適の設
定時間とすることができる。
【００８５】請求項６記載の発明によれば、単位時間当
たりの血液平均流量（＝Flow）を複数拍分ずつ足し合わ
せた合計で比較するため、血液流出にかかる時間の変化
を充分につかむことができるとともに、一拍毎に設定時
間を変更しないため、逆に生体に負担をかけるようなこ
ともない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例を示す図面であり、ポンプ、
正、負圧源およびそれらに接続された電磁開閉弁を示す
ブロック図である。
【図２】本発明の一実施例を示す図面であり、図１に示
す圧力源及び電磁開閉弁を制御する電気装置を示すブロ
ック図である。
【図３】（ａ）は図１に示すポンプ１の３ａ−３ａ線拡
大断面図、（ｂ）は図１に示すポンプ１の３ｂ−３ｂ線
拡大断面図である。
【図４】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示す
フローチャートである。
【図５】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示す
フローチャートである。
【図６】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示す
フローチャートである。
【図７】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示す
フローチャートである。
【図８】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示す
フローチャートである。
【図９】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示す
フローチャートである。
【図１０】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示
すフローチャートである。
【図１１】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示
すフローチャートである。
【図１２】図２に示すＣＰＵ１８の制御動作の一部を示
すフローチャートである。
【図１３】sistole（＝作動流体空間と高圧流体源との
接続時間）が一定であるときの、Diastolic Time（＝血
液流入時間）の経過に伴う Stroke Volume（＝血液受け
空間に流入される血液の流量）の変化を示す血液流入特
性曲線図を示す。
【図１４】一拍における血液流出時間（＝ Sistole）が
一定のときの、血液受け空間に流入される血液の流量
（＝ Stroke Volume）及び単位時間当たりの血液流入量
（＝Flow）と血液流入時間（＝ Diastlic Time）との関
係を示すものである。
【符号の説明】
１ ポンプ ２、３ 外囲
器 ４ ダイアフラム ５ 流体
受け空間 ６ 作動流体受け空間 ７ 流体
受口 ８ 流体送出口 ９ エア
ーポート １０、１１ 逆止弁 １２ 制御
装置 １３ 流速センサ １４ａ モー
タドライバ １４ｂ、１４ｃ、１４ｆ、１４ｇ ソレノイドドライバ １４ｄ、１４ｅ、１４ｈ 信号処理回路 １６ 入出
力ポート １７ Ａ／Ｄコンバータ １８ マイ
クロプロセッサ ２１ ＲＯＭ ２０ ＲＡ
Ｍ ３１ｎ、３１ｐ 電磁開閉弁 ３２ｎ、３２ｐ アキ
ュムレータ ３３ｎ、３３ｐ 圧力センサ ３４ｎ、３４ｐ 電磁
開閉弁 ３５ エアーポンプ ３６ 電気
モータ ３７ｎ、３７ｐ 過圧保護弁

Claims (6)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】血液受け空間と作動流体空間とを区分し、
    血液受け空間を収縮／膨張する方向に往復移動しうるポ
    ンピング作用体，血液受口と血液受け空間の間に介挿さ
    れ前者から後者への血液の通流は許し逆方向への通流は
    阻止する第１逆止弁、および、血液送出口と血液受け空
    間の間に介挿され後者から前者への血液の通流は許し逆
    方向への通流は阻止する第２逆止弁、を有するポンプ；
    血液受口から血液受け空間に入る血液の流速を検出する
    流速検出手段；低圧流体源；高圧流体源；前記作動流体
    空間を、低圧流体源と高圧流体源に選択的に接続するた
    めの接続切換手段；前記作動流体空間が低圧流体源に接
    続されている間前記流速を積分して積分値を算出する積
    分手段；前記積分値より単位時間当たりの血液平均流量
    を算出する計算手段；該計算手段の算出する単位時間当
    たりの血液平均流量が最も高くなるよう積分設定値を更
    新する更新手段；前記積分値が積分設定値に達すると前
    記接続切換手段で前記作動流体空間を高圧流体源に接続
    させる第１制御手段；前記接続切換手段が前記作動流体
    空間を前記高圧流体源に接続している時間が設定時間に
    達すると、前記接続切換手段で前記作動流体空間を低圧
    流体源に接続させる第２制御手段；を備えたことを特徴
    とする人工心臓ポンプ装置。
  2. 【請求項２】前記更新手段は、前回の前記積分設定値の
    上昇／低下により、単位時間当たりの血液平均流量が上
    昇した場合には前記積分設定値を同様に上昇／低下さ
    せ、単位時間当たりの血液平均流量が低下した場合には
    前記積分設定値を逆に低下／上昇させて、前記積分設定
    値が単位時間当たりの血液平均流量が最も高いときの積
    分値に近づくよう制御することを特徴とする請求項１記
    載の人工心臓ポンプ装置。
  3. 【請求項３】前記更新手段は、 前回の前記積分設定値を上昇させたときに、血液受け空
    間に流入される血液の流量が低下した場合と一拍にかか
    る所要時間が短くなった場合には、単位時間当たりの血
    液平均流量に関わらず前記積分設定値を低下させ、 前回の前記積分設定値を低下させたときに、血液受け空
    間に流入される血液の流量が上昇した場合と一拍にかか
    る所要時間が長くなった場合には、単位時間当たりの血
    液平均流量に関わらず前記積分設定値を上昇させること
    を特徴とする請求項２記載の人工心臓ポンプ装置。
  4. 【請求項４】血液受け空間と作動流体空間とを区分し、
    血液受け空間を収縮／膨張する方向に往復移動しうるポ
    ンピング作用体，血液受口と血液受け空間の間に介挿さ
    れ前者から後者への血液の通流は許し逆方向への通流は
    阻止する第１逆止弁、および、血液送出口と血液受け空
    間の間に介挿され後者から前者への血液の通流は許し逆
    方向への通流は阻止する第２逆止弁、を有するポンプ；
    血液受口から血液受け空間に入る血液の流速を検出する
    流速検出手段；低圧流体源；高圧流体源；前記作動流体
    空間を、低圧流体源と高圧流体源に選択的に接続するた
    めの接続切換手段；前記作動流体空間が低圧流体源に接
    続されている間前記流速を積分して積分値を算出する積
    分手段；前記積分値が積分設定値に達すると前記接続切
    換手段で前記作動流体空間を高圧流体源に接続させる第
    １制御手段；前記接続切換手段が前記作動流体空間を前
    記高圧流体源に接続している時間が設定時間に達する
    と、前記接続切換手段で前記作動流体空間を低圧流体源
    に接続させる第２制御手段；前記積分値より単位時間当
    たりの血液平均流量を算出する計算手段；該計算手段の
    算出する単位時間当たりの血液平均流量が最も高くなる
    よう前記設定時間を更新する更新手段；を備えたことを
    特徴とする人工心臓ポンプ装置。
  5. 【請求項５】 前記更新手段は、前回の前記設定時間の
    延長／短縮により、単位時間当たりの血液平均流量が上
    昇した場合には前記設定時間を同様に延長／短縮させ、
    単位時間当たりの血液平均流量が低下した場合には前記
    設定時間を逆に短縮／延長させて、前記設定時間が単位
    時間当たりの血液平均流量が最も高いときの積分値に近
    づくよう制御することを特徴とする請求項４記載の人工
    心臓ポンプ装置。
  6. 【請求項６】 前記更新手段は、単位時間当たりの血液
    平均流量を複数拍分ずつ足し合わせた合計で比較し、複
    数拍経過毎に前記設定時間を更新させていくことを特徴
    とする請求項５記載の人工心臓ポンプ装置。
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