JPS61206455A

JPS61206455A - 補助人工心臓駆動装置

Info

Publication number: JPS61206455A
Application number: JP60046953A
Authority: JP
Inventors: 阿久津　哲造; 大海　武晴; 塚原　金二
Original assignee: Aisin Seiki Co Ltd
Current assignee: Aisin Corp
Priority date: 1985-03-08
Filing date: 1985-03-08
Publication date: 1986-09-12
Anticipated expiration: 2009-03-30
Also published as: JPH0622605B2

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、補助人工心臓駆動装置に関し、特に補助人工
心１ｆｉ（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、大動脈内バルーンボン
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−
２８９６９号に開示されたものがある。このものは、血
液ポンプ（補助人工心Ｗ＆）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
生ずる除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除圧にならな
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除圧調整機構
を有しており、ケーシングの内部の除圧が常に必要な値
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
袋へ注入あるいは抽出することにより、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の室とを連通ずる流体回路と、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、本発明の詳細な説明する。本発明
の補助人工心臓駆動装置の概略を第１図に示すブロック
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２
０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には並列に圧力補正手段５０が配しである。これは
、オリフィス５１．バッファ５２．およびそれぞれの開
弁方向に配されたチェックバルブ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量を変化する。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にはバッテリ９０より電源が供
給される。バッテリ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１０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ッ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ッ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が配置さており、この位置検出センサ８
０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２６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２
１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が形成しである。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
が設けである。隔膜４３は、その中央部にプッシャプレ
ート４８が配しである。プッシャプレート４８の中央部
には、磁石４９が配設しである。

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３
０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との間に配設されてい
る。パイプ３０よりチェックバルブ５３．５４を介して
圧力室５５に接続されている。圧力室５５はオリフィス
５１を介して出力室２５に接続されている。圧力室５５
にはバッファ５２が配しである。

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が配しである。

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Ｃ二基づいて、次に本発明の補助人工心臓駆
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
ッシャプレート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、プッシャプレート４８および
隔膜４３が第２図において右方向に移動する。従って、
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
プッシャプレート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、プッシャプレート
４８および隔膜４３が第２図において左方向に移動する
。従って、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、吐出されて稙助人
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、血圧、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のプッシャプレート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、プッシャプレート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、プッシャプレート４８の位置に比例し
て得られるため、−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、プッシャ
プレート４８の変位量を検出できる。第３図によれば、
プッシャプレート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。従って、血液ポンプ４０の吐
出流量はプッシャプレート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、プッシャプレート４
８の前進速度により制御することができる。すなわち、
プッシャプレート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。従って、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、プッシャプ
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リ、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
ィレィ時間、前進信号および後進信号の三つである。デ
ィレィ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、比較的ゆっ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ニアに設定しである。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、ディレィ時間となるが、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、所定のディレィ時間を経て駆動軸１１が比較的速く
前進し、所定変位位置に達すると、比較的ゆっくりした
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のプッシ
ャプレート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のプッシャプレート
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、前述したとおリプラシャプレート４８の変位速度
に応じたものとなっている。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っている。

第８図は血液ポンプ４０により吐出される吐出流量を示
しである。

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のプッシャプレー
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、フィードバック制御を行
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、プッシャプレート４
８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　、フィ
ードバッ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＞Ｑの時；Ｓｏ　＝　Ｓｏｏ　＋α （２）シ５ｅｔ−Ｖｅｔｏの時；Ｓｏ　＝　５ｏｏ−α （３）　Ｖｓｅｔ−Ｖｃ＝Ｏの時；Ｓｏ　＝　Ｓｏ。

ここで、αは所定の微少変位量とするこのフィードバック制御により、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
がプッシャプレート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のチェックバルブ５３により
過度の圧力をカットしている。このチェックバルブ５３
の開弁圧は、生体に対して悪影習を及ぼさない程度の高
圧力に設定しである。これは生体の血圧が一般に８０〜
１４０ｓｍＨｇであることより、この例では１４０　鶴
Ｈｇに設定しである。従って、吐出圧力は第７図に示す
如（急峻な立ち上がりの後のオーバーシュートをカット
した波形となる。なお、過度の圧力が生ずると、チェッ
クバルブ５３が開弁することにより、圧力が圧力室５５
内に発生してバッファ５２を収縮させてこれを吸収して
いる。圧力が減少してチェックバルブ５３が閉弁すると
、圧力室５５内の圧力はオリフィス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、チェックバルブ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ェックバルブ５４が開弁して圧
力室５５に負圧が生じ、バッファ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、オリフィス
５１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７ｏ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４ｏ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７ｏ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。

従って、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
すブロック図、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。ｌＯ・・・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
ッシャプレート、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・・・プッシャ
プレート、４９・・・磁石、５０・・・圧力補正回路（
圧力補正手段）、５１・・・オリフィス、５２・・・バ
ッファ、５３．５４・・・チェックパルプ、６０・・・
電子制御手段、７０・・・設定手段、９０・・・バッテ
リー第３ＷＪＳＴＲＯＫＥ　　ＶＯＬｔＪｒ’ｌＬ　（１’ｌＬ）第
４図第６図第７図第８図

Claims

【特許請求の範囲】

（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
段とを備えた補助人工心臓駆動装置。
（２）前記血液ポンプ手段の隔膜は、その中央部にプッ
シャプレートを有した、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）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）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）前記流体回路は、オリフィス、チェックバルブお
よびバッファ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。