JPH09168596A - 医療用膨張・収縮駆動装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 容量が異なるバルーンカテーテルを交換する
際にも、駆動用部品を交換する必要がなく、駆動装置の
軽量化を図り、駆動部品の交換時期の管理も容易である
医療用膨張・収縮駆動装置およびその使用方法を提供す
ること。また、患者の様態の機能回復に合わせて、比較
的容易に心拍補助量の低減を正確に行うことができる医
療用膨張・収縮駆動装置およびその使用方法を提供する
こと。 【解決手段】 バルーン２２の膨張および収縮を繰り返
すように、バルーン２２に連通する配管系１８に、陽圧
と陰圧とを交互に印加する圧力伝達隔壁装置４０と、配
管系１８の内部圧力を検出する圧力センサ１５と、圧力
センサ１５により、バルーン２２を収縮状態から膨張状
態に切り換えるタイミングで、配管系１８の圧力を検出
し、その検出された圧力が、所定値となるように、配管
系１８にガスを補充するガス補充装置６０と、所定値を
変更する制御手段１０と、を有する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、たとえば陽圧と陰
圧を交互に出力して大動脈内バルーンポンプ（ＩＡＢ
Ｐ）などの医療機器を膨張・収縮駆動する医療用膨張・
収縮駆動装置およびその使用方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】たとえばＩＡＢＰ用バルーンカテーテル
では、そのバルーンを患者の心臓の近くの動脈血管内に
挿入し、心臓の拍動に合わせて膨張および収縮させ、心
臓の補助治療を行う。バルーンを膨張・収縮させるため
の駆動装置として、たとえば特開昭６０−１０６４６４
号公報に示す駆動装置が知られている。

【０００３】この公報に示す駆動装置は、一次側配管系
と、二次側配管系とを有し、これら系を圧力伝達隔壁装
置（一般的には、容量制限装置（ＶＬＤ）またはアイソ
レータと称する）により隔離し、一次側配管系に生じる
圧力変動を二次側配管系に伝達し、二次側配管系に生じ
る圧力変化によりバルーンを膨張および収縮駆動してい
る。このように一次配管系と二次配管系とに分離するの
は、バルーンを駆動するための流体と、陽圧および陰圧
の発生源となる流体とを別流体にし、バルーンの膨張・
収縮の応答性向上を図るためである。また、二次配管系
を拡散による洩れを除いて気密に保つことにより、比較
的高価な二次配管系内の流体を大量に消費せず、すなわ
ち低コストで圧力発生を行うためである。

【０００４】この圧力伝達隔壁装置は、外殻を硬質のも
ので作ると同時に、ダイヤフラムが一次側配管系からの
陰圧及び陽圧に応じて、スムーズに隔壁装置の内壁に密
着し停止するような構造とする。このような構造によ
り、二次配管系の排除容積が一定に保たれる。よって、
この圧力伝達隔壁装置を介在させることで、バルーン膜
に損傷が生じた状態でバルーンを膨張および収縮させる
時に、一定容量以上のガスがバルーンから体内へ洩れ出
す危険を防止することができる。

【０００５】ところで、ＩＡＢＰ用バルーンカテーテル
では、患者の体の大きさに合致するように、複数種類の
容積のものを準備する必要がある。したがって、従来で
は、二次側配管系に接続されるバルーンカテーテルを、
容積の異なるバルーンカテーテルに交換した場合には、
圧力伝達隔壁装置も、駆動容量が異なるものに交換する
必要があった。または、圧力伝達隔壁装置内に圧力伝達
部材であるダイヤフラムの移動ストロークを調節可能に
する構造を持つ場合は、その調節が必要であった。ただ
し、移動ストロークを調節することにより、駆動容量を
変化させる方式の装置では、機構的に大がかりになり易
く、又、人手を介して設定を変更するなど、煩雑な操作
となり易い。更に、駆動機能としてモーター等を用いた
場合、応答速度等に難があることから、実際には、圧力
伝達隔壁装置自体を交換する方式の駆動装置が多く用い
られてきた。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】もし、少ない駆動容量
の圧力伝達隔壁装置で大きな容量のバルーンを駆動する
と、十分な心臓補助効果が得られないおそれがある。ま
た、逆の場合には、バルーンに過剰な圧力が加わり、バ
ルーンからガスが漏れる危険性が増大する。

【０００７】また、ガス漏れを防ぎながら、圧力伝達隔
壁装置を交換可能な装置とするためには、圧力伝達隔壁
装置と筐体側の受け口に適切なシール構造を設けると同
時に十分な締め付けを行なう必要がある。そのため、こ
の圧力伝達隔壁装置及びこの圧力伝達隔壁装置が交換可
能に収容される筐体側の受け口の剛性も高める必要があ
る。このことは、装置全体の重量が増大するばかりでな
く、精密な加工を要することから、コストの増大にもつ
ながる。一方、交換が不要となれば、ネジ止めや接着等
の恒久的な接続手段を用いることにより十分な気密性が
得られる。

【０００８】さらに、圧力伝達隔壁装置内のゴム製ダイ
ヤフラムは、使用により疲労することから、適用限界の
使用回数に近づいた場合には、交換する必要がある。と
ころが、圧力伝達隔壁装置は、使われるバルーンカテー
テルの容量に応じて交換されるために、各々のダイヤフ
ラムの駆動回数を管理することは困難である。したがっ
て、圧力伝達隔壁装置内のダイヤフラムの交換時期を確
定することが困難である。そのため、安全を考えて、圧
力伝達隔壁装置内のダイヤフラムは、早めに交換するこ
とになり、その手間やコストが高くなると言う課題も有
する。

【０００９】なお、特開平５−１０９５２号公報には、
バルーンカテーテルの容量が変化しても、圧力伝達隔壁
装置の交換や調整作業を不要とするための技術が開示し
てある。この技術では、バルーンカテーテル側二次配管
（チューブまたはホースを含む）内の圧力を監視し、図
４（Ｃ）の＊１に示すタイミングで、バルーン側圧力を
検出し、この圧力を一定に保つように、バルーン側配管
内のガス補充を行うようにしている。すなわち、この公
報に示す技術では、バルーンが膨らみきった時の圧力
（プラトー圧）を一定に保っている。この公報によれ
ば、このような構成により、容量の異なるバルーンカテ
ーテルを駆動する場合でも、圧力調整が自動的に行われ
るので、オペレータの調整操作が不要であるとしてい
る。

【００１０】ところが、この公報に記載の技術では、バ
ルーンの繰り返し疲労や、不用意な加圧（間違った圧力
の適用、患者の血管の屈曲）や、患者血管内の突起物へ
の挿入時の引っかかりなどの不慮の事態で発生するバル
ーン容量の変動に気づかずに、バルーン側配管へ、駆動
ガスとしてのヘリウムガスを不足分充填し、使用し続け
る危険性が内在している。当然、このような変形したバ
ルーンの期待寿命は、本来の場合よりも短くなるため、
患者にとっては好ましくない。なお、密封された配管内
でヘリウムガスの不足が生じるのは、分子量の小さいヘ
リウムガスが、バルーンや配管を構成するチューブの壁
面から拡散透過により逃げて行くためである。

【００１１】さらに、患者回復に伴う血圧上昇が、バル
ーンの内圧の設定上限値を越えれば、バルーンからヘリ
ウムガスを抜いてしまうように制御され、最悪、バルー
ンが膨らまなくなるおそれもある。このような状態で、
バルーンが患者体内に留置され続ければ、バルーンの表
面等に血栓を生成し、重篤な副作用を発生する危険があ
る。

【００１２】また、特開平５−１９２３９６号公報に
は、患者心臓の回復期に合わせて、バルーンカテーテル
による心臓拍出補助量を減少させるために、一次側配管
系の陽圧タイミングバルブの開放時間を除々に減少させ
るように制御する技術が開示してある。

【００１３】しかしながら、この公報に示す技術では、
患者の血圧変動や、バルブの機械的な精度によって生じ
る開閉時間のばらつきにより、心臓拍出補助量の減少を
正確に制御することは困難である。本発明は、このよう
な実状に鑑みてなされ、容量が異なるバルーンカテーテ
ルを交換する際にも、駆動用部品を交換する必要がな
く、駆動装置の軽量化を図り、駆動部品の交換時期の管
理も容易である医療用膨張・収縮駆動装置およびその使
用方法を提供することを目的とする。また、本発明は、
患者の容態の機能回復に合わせて、比較的容易に心拍補
助量の低減を正確に行うことができる医療用膨張・収縮
駆動装置およびその使用方法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、本発明の第１の観点に係る医療用膨張・収縮駆動装
置は、被駆動機器の膨張および収縮を繰り返すように、
被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧とを交互に
印加する圧力発生手段と、前記配管系の内部圧力を検出
する圧力検出手段と、前記圧力検出手段により、前記被
駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換えるタイミン
グで、前記配管系の圧力を検出し、その検出された圧力
が、所定値となるように、前記配管系にガスを補充する
ガス補充手段と、前記所定値を変更する制御手段と、を
有する。

【００１５】本発明の第２の観点に係る医療用膨張・収
縮駆動装置は、陽圧と陰圧を交互に発生する一次側圧力
発生手段と、前記一次側圧力発生手段で発生された陽圧
と陰圧とが一次配管系を通して交互に導入される第１室
と、この第１室と気密隔離され、第１室の圧力の少なく
とも一部が伝達される第２室とが形成された圧力伝達隔
壁手段から成る二次側圧力発生手段と、前記第２室に連
通し、膨張および収縮駆動される被駆動機器に連通する
二次配管系と、前記二次配管系の内部圧力を検出する圧
力検出手段と、前記被駆動機器が収縮状態で、二次配管
系に封入されるガスの充填時の圧力を、前記被駆動機器
の容積に応じて決定し、前記圧力検出手段により、前記
被駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換えるタイミ
ングで、前記二次配管系の圧力を検出し、その検出され
た圧力が、被駆動機器の容積に応じた所定値となるよう
に、前記二次配管系にガスを補充するガス補充手段と、
前記所定値を変更する制御手段と、を有する。

【００１６】本発明において、「切り換えるタイミン
グ」とは、その直前のタイミングも含み、圧力を切り替
えるための電磁弁等を切り換える電気信号に、機械系の
応答時間（通常、数ミリ秒〜数十ミリ秒）を考慮する
と、電気信号の切替前５０ミリ秒から切替後５０ミリ秒
以内の時点を意味する。

【００１７】本発明に係る医療用膨張・収縮駆動装置を
用いれば、圧力伝達隔壁手段から成る二次側圧力発生手
段の駆動容量を変えるために、機器を交換することな
く、異なる容量のバルーンカテーテルなどの被駆動機器
を、膨張・収縮駆動することができる。すなわち、異な
る容量の被駆動機器を接続した場合には、二次配管系に
封入されるガスの充填時の圧力を、被駆動機器の容積に
応じて決定する。そして、駆動の際には、圧力検出手段
により、被駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換え
るタイミングで、二次配管系の圧力を検出し、その検出
された圧力が、被駆動機器の容積に応じた所定値となる
ように、二次配管系にガスを補充する。

【００１８】たとえば、小さい容量のバルーンカテーテ
ルを駆動装置に接続して膨張・収縮駆動する場合には、
二次配管系に封入するガス圧を低めに設定する。たとえ
ば４０ｃｃの容量のバルーンカテーテルを用いる場合に
は、その二次配管系の充填時のガス圧を＋１０±５ｍｍ
Ｈｇ（ゲージ圧）とし、３０ｃｃの容量のバルーンカテ
ーテルを用いる場合には、その二次配管系の充填時のガ
ス圧を−３０±５ｍｍＨｇ（ゲージ圧）とする。なお、
従来では、圧力伝達隔壁手段から成る二次側圧力発生手
段の部品を交換することによりその駆動容量を変え、二
次配管系の充填圧は、被駆動機器の容量に関係なく一定
であった。

【００１９】本発明では、小さい容量の被駆動機器を用
い、これを駆動する場合には、二次配管系の充填時のガ
ス圧を低くし、この低い圧力が保たれるように駆動時の
ガス圧を制御する。そのため、被駆動機器の収縮末期の
圧力が従来よりも低くなり、収縮開始時との差圧が大き
くなり、大きな容量の被駆動機器の場合よりも早く収縮
することとなり心臓の負担を低減させる効果が大きくな
る。。

【００２０】また、本発明では、圧力伝達隔壁手段から
成る二次側圧力発生手段の駆動容量を変えるために、部
品を交換する必要がなくなる。その結果、圧力伝達隔壁
手段から成る二次側圧力発生手段を固定式にすることが
でき、カートリッジ式の交換を前提とした剛性が不要と
なり、装置の軽量化を図ることができる。さらに、圧力
伝達隔壁手段に内蔵されるダイヤフラムなどの膜の使用
時間あるいは使用回数は、駆動装置の運転時間及び駆動
回数と等しく、その管理が容易になり、そのメンテナン
スも容易になる。さらに、操作者から見れば、被駆動機
器の容量に応じて圧力伝達隔壁部分を交換したり、又
は、駆動ストロークを調整する手間がなくなり、その操
作が容易になる。

【００２１】本発明に係る医療用膨張・収縮駆動装置
は、患者の治療の終期において、その心拍補助量を減少
させるための用途にも好適に用いることができる。本発
明では、被駆動機器に接続される配管系のガス圧を、被
駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り換える直前のタ
イミングで、所定値に近づくように制御し、しかもその
所定値を変更することが可能である。そのため、患者の
治療の終期には、その所定値を低くすることで、被駆動
機器側配管系に封入されるガス圧を低くする。その結
果、被駆動機器の膨らむ量が減少し、心拍補助量を良好
に減少させることができる。 本発明は、バルブの開時
間で心拍補助量を減少させようとする特開平５−１９２
３９６号公報に示す技術に比較し、患者の血圧変動やバ
ルブの開閉時間のばらつきによらず、正確に心拍補助量
の減少を制御することができる。

【００２２】又、回復期にある患者が高い血圧を示して
も、急激に、バルーン内のガス量を減らしてしまうこと
がないので、安全に、必拍補助量を減らせることから、
特開平５−１０９５２号公報開示の技術より優れてい
る。本発明に係る医療用膨張・収縮駆動装置では、被駆
動機器の駆動時において、特開平５−１０９５２号公報
とは異なり、被駆動機器を収縮状態から膨張状態に切り
換える直前のタイミングで、前記配管系の圧力を検出
し、その検出された圧力が、所定値となるように、被駆
動機器に接続される配管系にガスを補充する。すなわ
ち、上記公報に示す駆動装置では、被駆動機器としての
バルーンが膨らんだ状態の圧力（プラトー圧）を検出
し、これを一定になるように制御するのに対し、本発明
では、被駆動機器としてのバルーンが萎んだ状態での圧
力を検出し、所定値になるように制御する。言い替えれ
ば、本発明では、バルーンが萎んだ状態で、このバルー
ンに接続される閉鎖配管系に一定容量（一定モル数：化
学当量比）のガスを入れる。その後、バルーンなどから
の透過により減少したガス量の確認を、必ず、バルーン
が萎んだ状態で監視する。

【００２３】このため本発明では、外力により変形し得
るバルーン部分の影響を排除し、任意の駆動配管系（チ
ューブやホースを含む）とバルーンの容量に応じて設定
されるガスの化学当量が一定に保たれるように制御する
ことが可能となる。また、このように制御すれば、プラ
トー圧（バルーンが膨らんだ状態での圧力）を観測する
ことにより、バルーンが曲折されているなどの不測の事
態によりバルーンの容積が変化したことを検出すること
ができる。たとえば、プラトー圧力が、通常よりも高く
なった場合には、バルーンが曲折されているなどの推測
ができる。また、プラトー圧力が、通常よりも小さくな
った場合には、ガスが透過以外の不測の事態で二次配管
系内から漏れていると判断することができる。

【００２４】また、本発明では、患者血圧が所定のプラ
トー圧より多少高くなっても、プラトー圧を一定値に制
御していないのでバルーン内圧は患者血圧と同じ値に近
くなりバルーンの膨張容積はほぼ一定に保たれる。

【００２５】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る医療用膨張・
収縮駆動装置を、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膨張
・収縮駆動装置の概略構成図である。

【００２６】図１に示す実施形態に係る駆動装置は、Ｉ
ＡＢＰ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
医療用膨張・収縮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。

【００２７】図５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１
００〜１５０μｍ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。

【００２８】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２
２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３０〜５０ｃ
ｃであり、外径が拡張時１４〜１６ｍｍであり、長さが
２１０〜２７０ｍｍである。

【００２９】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２
２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２
４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。

【００３０】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。

【００３１】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
５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７０
０〜１０００mm程度である。

【００３２】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０．０５〜０．４
mmである。カテーテル管２４の長さは、好ましくは３０
０〜８００mm程度である。

【００３３】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。

【００３４】第１ポート２８は、たとえば図６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。

【００３５】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６に示す血圧変
動測定装置２９に接続され、バルーン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６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。

【００３６】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、応答性などを考慮して、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
作り出すことはコスト面で問題があるとともに、容量の
制御が困難なことから、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、一次側圧力発生手段としてのポンプ４ａ，４
ｂに連通する一次配管系１７とを、圧力伝達隔壁装置４
０により分離している。圧力伝達隔壁装置４０は、たと
えば図２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。

【００３７】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。圧力伝達隔壁装
置４０の外殻を硬質のもので作り、ダイヤフラムがこの
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。
また、二次配管系１８に封入されるガスの容量（化学当
量）を一定に制御し易い。

【００３８】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。二次配管系１８の内部流体をヘリウムガ
スとしたのは、粘性および質量が小さいガスを用いるこ
とで、バルーン２２の膨張・収縮の応答性を高めるため
である。

【００３９】図１に示すように、一次配管系１７には、
一次側圧力発生手段として、二つのポンプ４ａ，４ｂが
配置してある。一方の第１ポンプ４ａは、陽圧発生用ポ
ンプ（コンプレッサとも言う；以下同様）であり、他方
の第２ポンプ４ｂは、陰圧発生用ポンプである。第１ポ
ンプ４ａの陽圧出力口には、減圧弁７を介して、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、
第２ポンプ４ｂの陰圧出力口には、絞り弁８を介して陰
圧タンクとしての第２圧力タンク３が接続してある。

【００４０】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。各圧力タンク
２，３には、それぞれ第１電磁弁１１および第２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、図示省略してある制御手段により制御され、
たとえば患者の心臓の拍動に同期して制御される。これ
ら電磁弁１１，１２の出力端は、二次側圧力発生手段と
しての圧力伝達隔壁装置４０の入力ポート４２（図２参
照）に接続してある。

【００４１】図２に示す圧力伝達隔壁装置４０の出力ポ
ート４４が図１に示す二次配管系１８に接続してある。
二次配管系１８は、バルーン２２の内部に連通してお
り、ヘリウムガスが封入された密閉系となっている。こ
の二次配管系１８は、ホースまたはチューブなどで構成
される。この二次配管系１８には、その内部圧力を検出
する圧力検出手段としての圧力センサ１５が装着してあ
る。この圧力センサ１５の出力は、制御手段へ入力する
ようになっている。

【００４２】また、この二次配管系１８には、電磁弁１
６を介して、排気用ポンプ３５が接続してある。電磁弁
１６および排気用ポンプ３５は、バルーンカテーテルの
使用前に、二次配管系１８の内部を、ヘリウムガスに置
換するために、配管系１８内を真空引きするためのもの
であり、通常使用状態では、電磁弁１６は閉じられ、ポ
ンプ３５は駆動しない。

【００４３】さらに、この二次配管系１８には、電磁弁
１９が装着してあり、二次配管系１８のガス圧が所定値
以上に上昇した場合には、この電磁弁１９が所定時間開
き、内部のガスを逃がすように構成してある。この制御
は、制御手段１０が行う。さらにまた、この二次配管系
１８には、二次配管系１８内部に常時ガスの化学当量が
一定に保たれるように所定量のヘリウムガスを補充する
ための補充装置６０が接続してある。補充装置６０は、
一次ヘリウムガスタンク６１を有する。ヘリウムガスタ
ンク６１には、減圧弁６２，６３を介して、二次ヘリウ
ムガスタンク６４が接続してある。二次ヘリウムガスタ
ンク６４には、圧力センサ６５が装着してあり、タンク
６４内の圧力を検出し、タンク６４内の圧力が一定に保
たれるように制御される。たとえばタンク６４内の圧力
は、１００mmＨｇ以下程度に制御される。

【００４４】二次ヘリウムタンク６４には、絞り弁６７
を介して補充用電磁弁６６が接続してあると共に、その
補充用電磁弁６６と並列に初期充填用電磁弁６８が接続
してある。これら電磁弁６６，６８は、制御手段１０に
より制御される。初期充填用電磁弁６８は、電磁弁１６
およびポンプ３５に連動して開き、負圧にされた二次配
管系１８内に最初にヘリウムガスを充填する際に用いら
れる。通常使用状態では、この電磁弁６８は作動しな
い。

【００４５】本実施形態では、二次配管系１８内を負圧
にし、ヘリウムガス充填（置換）時に、圧力センサ１５
により系内の圧力をモニタリングし、バルーン２２の容
量により決定される圧力となるまでヘリウムガスを封入
する。たとえば４０ｃｃの容量のバルーンカテーテル２
０を用いる場合には、その二次配管系１８の充填時のガ
ス圧を＋１０±５ｍｍＨｇ（ゲージ圧）とし、３０ｃｃ
の容量のバルーンカテーテル２０を用いる場合には、そ
の二次配管系１８の充填時のガス圧を−３０±５ｍｍＨ
ｇ（ゲージ圧）とする。

【００４６】次に、本実施形態に係る医療用膨張・収縮
駆動装置の動作例について説明する。本実施形態では、
ポンプ４ａを駆動することにより、第１圧力タンク２内
の圧力ＰＴ１が約３００mmＨｇ（ゲージ圧）に設定さ
れ、ポンプ４ｂを駆動することにより、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。そして、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１
０が制御する。

【００４７】圧力センサ５，６により検出される圧力変
動を図３（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３
（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３（Ｂ）に示す圧力変動を生じる結果、バルー
ン２２では、図３（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。

【００４８】本実施形態では、図４（Ｄ）に示すタイミ
ング＊２（図４（Ａ），（Ｂ）におけるバルーンの収縮
状態から膨張状態に切り換えるタイミング）で、図１に
示す圧力センサ１５による検出圧力を検出し、その検出
圧力Ｐ３（図４（Ａ））が、所定値となるように、電磁
弁６６を開き、二次配管系１８にガスを補充する。電磁
弁６６の開度制御は、特に限定されないが、たとえば８
ｍｍｓｅｃ×ｎ回のタイミングで弁６６を開ける制御で
ある。ｎ回は、たとえば２〜１０回である。検出圧力Ｐ
３の所定値は、本実施形態では、バルーン２２の容積に
より異なる値であり、たとえば４０ｃｃの容量の場合に
は、＋１０±５ｍｍＨｇ（ゲージ圧）とし、３０ｃｃの
容量の場合には、−３０±５ｍｍＨｇ（ゲージ圧）とす
る。検出圧力Ｐ３が、これらの値を下回ったときに、制
御手段１０により、電磁弁６８を駆動し、二次ヘリウム
ガスタンク６４から二次配管系１８内にヘリウムガスを
補充し、図４（Ａ）に示す検出圧力Ｐ３が所定値となる
ように制御する。

【００４９】次に、本実施形態に係る医療用膨張・収縮
駆動装置の作用を説明する。この医療用膨張・収縮駆動
装置を用いれば、異なる容量のバルーンカテーテル２０
を、圧力伝達隔壁装置４０を交換することなく、膨張・
収縮駆動することができる。すなわち、異なる容量のバ
ルーンカテーテル２０を接続した場合には、二次配管系
１８に封入されるガスの充填時の圧力を、バルーン２２
の容積に応じて決定する。そして、駆動の際には、圧力
センサ１５により、バルーン２２を収縮状態から膨張状
態に切り換えるタイミング（図４（Ｄ）に示す＊２のタ
イミング）で、二次配管系１８の圧力を検出し、その検
出された圧力が、バルーン２２の容積に応じた所定値と
なるように、二次配管系１８にガスを補充する。

【００５０】このため、隔壁装置４０を交換することな
く、異なる容量のバルーンカテーテル２０でも駆動する
ことが可能になる。特に本実施形態では、小さい容量の
バルーンカテーテルを用い、これを駆動する場合には、
二次配管系１８の充填時のガス圧を低くし、この低い圧
力が保たれるように駆動時のガス圧を制御する。そのた
め、バルーン２２の収縮末期の圧力が従来よりも低くな
り、収縮開始時との差圧が大きくなり、早くバルーン２
２が収縮することとなって心臓の負担を低減する効果が
大きくなる。

【００５１】また、本実施形態では、上述した理由か
ら、隔壁装置４０の交換が不要になり、この隔壁装置４
０を固定式にすることができ、カートリッジ式の交換を
前提とした剛性が不要となり、装置の軽量化を図ること
ができる。さらに、圧力伝達隔壁装置４０に内蔵される
図２に示すダイヤフラム５２などの膜の使用時間あるい
は使用回数の管理が容易になり、そのメンテナンスが容
易になる。さらに、バルーンの容量に応じて隔壁装置４
０を交換する手間がなくなり、その操作が容易になる。

【００５２】さらに、本実施形態の医療用膨張・収縮駆
動装置は、患者の治療の終期において、その心拍補助量
を減少させるための用途に好適に用いることができる。
本実施形態では、バルーンカテーテル２０に接続される
二次配管系１８のガス圧を、バルーン２２を収縮状態か
ら膨張状態に切り換えるタイミングで、所定値に近づく
ように制御手段１０で制御し、しかもその所定値を変更
することが可能である。そのため、患者の治療の終期に
は、その所定値を低くすることで、被駆動機器側配管系
に封入されるガス圧を低くする。その結果、被駆動機器
の膨らむ量が減少し、心拍補助量を良好に減少させるこ
とができる。

【００５３】本実施形態に係る駆動装置は、バルブの開
時間で心拍補助量を減少させようとする特開平５−１９
２３９６号公報に示す技術に比較し、患者の血圧変動や
バルブの開閉時間のばらつきによらず、正確に心拍補助
量の減少を制御することができる。

【００５４】さらに、本実施形態に係る医療用膨張・収
縮駆動装置では、バルーンカテーテル２０の駆動時にお
いて、特開平５−１０９５２号公報とは異なり、バルー
ンカテーテル２０のバルーン２２を収縮状態から膨張状
態に切り換える直前のタイミング（図４（Ｄ））で、二
次配管系１８の圧力Ｐ３を検出し、その検出された圧力
Ｐ３が、所定値となるように、二次配管系１８にガスを
補充する。すなわち、上記公報に示す駆動装置では、図
４（Ｃ）に示すようにバルーン２２が膨らんだ状態の圧
力（プラトー圧）Ｐ４を検出し、これを一定になるよう
に制御するのに対し、本実施形態では、バルーン２２が
萎んだ状態での圧力Ｐ３を検出し、所定値になるように
制御する。言い替えれば、本実施形態では、バルーン２
２が萎んだ状態で、このバルーン２２に接続される閉鎖
配管系１８に一定容量（一定モル数：化学当量比）のガ
スを入れる。その後、バルーン２２などからの透過によ
り減少したガス量を、必ず、バルーン２２が萎んだ状態
で監視する。

【００５５】このため本実施形態では、外力により変形
し得るバルーン２２部分のガス圧への影響を排除し、任
意の駆動配管系１８（チューブやホースを含む）とバル
ーンの容量に応じたガスの化学当量が一定に保たれるよ
うにすることが可能となる。このように制御すれば、プ
ラトー圧（バルーンが膨らんだ状態での圧力）Ｐ４をも
観測することにより、バルーン２２が曲折されてるなど
の不測の事態によりバルーン２２の容積が変化したこと
を検出することができる。たとえば、プラトー圧力Ｐ４
が、通常よりも高くなった場合には、バルーン２２が曲
折されているなどの判断ができる。また、プラトー圧力
Ｐ４が、通常よりも小さくなった場合には、ガスが透過
以外の不測の事態で漏れていると判断することができ
る。

【００５６】また、本実施形態では、患者血圧が所定の
プラトー圧より多少高くなっても、プラトー圧を一定値
に制御していないのでバルーン内圧は患者血圧と同じ値
に近くなりバルーンの膨張容積はほぼ一定に保たれる。
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。

【００５７】たとえば、上述した実施形態では、一次側
圧力発生手段として、二つのポンプ４ａ，４ｂを用いた
が、本発明では、単一のポンプを用い、その陽圧出力端
に陽圧タンクとしての第１圧力タンク２を接続し、ま
た、ポンプの陰圧出力端に陰圧タンクとしての第２圧力
タンク３を接続しても良い。その場合には、ポンプの台
数を削減でき、装置の軽量化および省エネルギー化に寄
与する。

【００５８】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。

【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。さらに本発明では、
一次配管系１７および圧力伝達隔壁装置４０を用いるこ
となく、二次側配管系１８内に直接に所定容量のガスを
往復させる圧力発生手段を用いることもできる。その圧
力手段としては、たとえばベローズおよびベローズを軸
方向に伸縮駆動する駆動手段（たとえばモータ）から成
り、ベローズの内部または外部を直接二次配管系１８内
に連通させる。このベローズを軸方向に往復移動させる
ことで、所定のタイミングで二次配管系１８内にガスを
往復させ、バルーン２２の膨張および収縮を行う。この
方式において、本発明を適用すれば、ベローズのストロ
ークを調整する必要がなくなる。

【００６０】また、上述した実施形態では、被駆動機器
として、バルーンカテーテルを用いたが、本発明に係る
駆動装置は、膨張および収縮を繰り返す医療機器であれ
ば、その他の医療機器の駆動用に用いることもできる。

【００６１】

【発明の効果】以上説明してきたように、本発明によれ
ば、容量が異なる被駆動機器を交換する際にも、駆動用
部品を交換する必要がなく、駆動装置の軽量化を図るこ
とができる。また、駆動部品の交換時期の管理も容易で
ある。

【００６２】また、本発明によれば、患者の様態の機能
回復に合わせて、比較的容易に心拍補助量の低減を正確
に行うことができる。

【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用膨張・
収縮駆動装置の概略構成図である。

【図２】図２は圧力伝達隔壁装置の一例を示す要部断面
図である。

【図３】図３（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４】図４は圧力検出のタイミングを示すチャート図
である。

【図５】図５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６】図６はバルーンカテーテルの使用例を示す概略
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 ４ａ，４ｂ… ポンプ（一次側圧力発生手段） ５，６，１５… 圧力センサ １０… 制御手段 １１，１２，，１６，１９，６６，６８… 電磁弁 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（二次側圧力発生手段） ６０… 補充装置（ガス補充手段）

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被駆動機器の膨張および収縮を繰り返す
   ように、被駆動機器に連通する配管系に、陽圧と陰圧と
   を交互に印加する圧力発生手段と、 前記配管系の内部圧力を検出する圧力検出手段と、 前記圧力検出手段により、前記被駆動機器を収縮状態か
   ら膨張状態に切り換えるタイミングで、前記配管系の圧
   力を検出し、その検出された圧力が、所定値となるよう
   に、前記配管系にガスを補充するガス補充手段と、 前記所定値を変更する制御手段と、 を有する医療用膨張・収縮駆動装置。
2. 【請求項２】 陽圧と陰圧を交互に発生する一次側圧力
   発生手段と、 前記一次側圧力発生手段で発生された陽圧と陰圧とが一
   次配管系を通して交互に導入される第１室と、この第１
   室と気密隔離され、第１室の圧力の少なくとも一部が伝
   達される第２室とが形成された圧力伝達隔壁手段から成
   る二次側圧力発生手段と、 前記第２室に連通し、膨張および収縮駆動される被駆動
   機器に連通する二次配管系と、 前記二次配管系の内部圧力を検出する圧力検出手段と、 前記被駆動機器が収縮状態で、二次配管系に封入される
   ガスの充填時の圧力を、前記被駆動機器の容積に応じて
   決定し、前記圧力検出手段により、前記被駆動機器を収
   縮状態から膨張状態に切り換えるタイミングで、前記二
   次配管系の圧力を検出し、その検出された圧力が、被駆
   動機器の容積に応じた所定値となるように、前記二次配
   管系にガスを補充するガス補充手段と、 前記所定値を変更する制御手段と、 を有する医療用膨張・収縮駆動装置。
3. 【請求項３】 請求項１または２に記載の医療用膨張・
   収縮駆動装置を使用する方法において、 前記被駆動機器の容積が小さい場合には、前記所定値を
   下げるように、前記制御手段を設定することを特徴とす
   る使用方法。