JPS6344386B2

JPS6344386B2 -

Info

Publication number: JPS6344386B2
Application number: JP58210881A
Authority: JP
Inventors: Takashi Tsuji
Original assignee: Nippon Zeon Co Ltd
Current assignee: Zeon Corp
Priority date: 1983-11-11
Filing date: 1983-11-11
Publication date: 1988-09-05
Also published as: JPS60103966A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は人工心臓（血液ポンプ）等の心室補助
装置の駆動装置に関する。

この種の心室補助装置、例えば人工心臓（血液
ポンプ）は、ポンプ駆動用の気体を導入・排出す
る耐圧性のハウジングアウターケース内に偏平袋
状の血液チヤンバーを設け、該ハウジングアウタ
ーケースに所定圧からなる正負の圧力を交互に与
えることにより血液チヤンバーを交互に押圧・拡
張して血液チヤンバー内の血液を吐出・吸引する
ようにしたものである。

前記血液ポンプを駆動するには正負の圧力を交
互に切り換えて供給するための駆動装置が必要で
あるが、一般に、この駆動装置は正負の圧力気体
を貯留するための正圧及び負圧タンク、該正負の
タンクと前記血液ポンプ間に接続して正負のタン
クを切換制御し、血液ポンプに正圧と負圧を交互
に送る電磁切換弁、前記正圧タンク及び負圧タン
クへ正圧・負圧を供給するための圧力発生源たる
正圧用駆動ポンプと負圧用駆動ポンプ、前記正圧
タンク及び負圧タンク内の圧力をそれぞれ規定値
に設定するための調圧弁等から構成されており、
前記電磁切換弁を介して正圧タンクと負圧タンク
を血液ポンプのハウジングアウターケースの接続
し、該切換弁を交互に切換制御することにより前
記血液ポンプのハウジングアウターケースに正圧
と負圧を交互に送り、この正負の圧力によつて前
記血液チヤンバーを交互に押圧・拡張して血液チ
ヤンバー内の血液を吐出・吸引するものである。

人工心臓の心室補助装置を駆動するポンプ（コ
ンプレツサ、真空ポンプ）としては、オイルレス
で小型軽量でかつ制御が容易に行なえることが望
ましい。このようなポンプとして、例えばリニア
モータ駆動ポンプが知られている。このポンプ
は、第１図に示すように、ピストン１と電磁石２
とシリンダ３とスプリング４とからなり、交流電
源Ｖからの電流を整流器Ｄで半波整流して電磁石
２に通電することによりピストン１が往復動して
空気を吸引し、吐出する。すなわち、通電時（第
２図実線時）にピストン１がスプリング４に抗し
電磁石２に吸引されて、シリンダ３の吸込口３ａ
から空気を吸い込み、非通電時（同図点線時）に
スプリング４の彈撥力によりピストン１が押し出
されて、シリンダ３の吐出口３ｂからシリンダ３
内の空気を圧縮して吐出する。

しかし、上記ポンプでは原理的に電流効率が50
（実測値40％）であり、このポンプを複数台使用
する心室補助装置の駆動源にそのまま適用すると
種々の不都合が生じる。すなわち、心室補助装置
は手術室など場所の狭いところで使用することが
多いので、その駆動源として小型のものが要求さ
れる。しかし、複数台のリニアモータ駆動ポンプ
を電流効率50％で運転（同相運転）する場合、医
療用器械として必須である絶縁トランスとして容
量の大きいものを必要とし、ポンプ自体が小型で
あるにもかかわらず装置全体が大型化する不都合
がある。また、圧力波形の脈動が大きく、これが
ポンプに接続された配管、タンク等に振動を与え
て、騒音を発生させる原因となる。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、そ
の目的とするところは、上述のような不都合が生
じるおそれのない心室補助装置の駆動装置を提供
することである。

すなわち、本発明は、電磁石の通電時にスプリ
ングの彈撥力に抗してピストンを吸引してシリン
ダ内に気体を吸い込み、非通電時に該スプリング
の彈撥力によりピストンを押し出してシリンダ内
の気体を圧縮して吐出するリニアモータ駆動ポン
プを複数台装備し、一方のリニアモータ駆動ポン
プと他方のリニアモータ駆動ポンプの電磁石を相
互に巻線電流方向が逆相となるように接続して構
成したことを特徴としている。

したがつて、本発明によれば、電流効率を向上
させることができ、電源トランスとして大容量の
ものを必要とせず、駆動装置全体を小型化でき、
また圧力波形の脈動を小さくして騒音の発生を阻
止することができる。

以下本発明の一実施例を図面を参照して説明す
る。

第３図は本発明駆動装置に用いられるリニアモ
ータ駆動ポンプの一例を示している。この実施例
によると、必要とする空気吐出量のほぼ1/2の空
気を吐出するポンプP₁，P₂を組合せてコンプレ
ツサＣを構成している。

各ポンプP₁，P₂はピストン７と電磁石８とシ
リンダ９とスプリング１０とから構成されてい
て、電磁石８の巻線８ａが相互に巻線電流方向が
逆相となるように接続されている。各シリンダ
９，９の吸入口９ａ，９ａは空気入口１１に接続
され、また吐出口９ｂ，９ｂは空気入口１１に接
続され、また吐出口９ｂ，９ｂは空気出口１２に
接続されている。

上記コンプレツサＣでは、交流電源Ｖから整流
器Ｄを介して一方のポンプP₁の電磁石８と他方
のポンプP₂の電磁石８に交互に通電される（第
４図参照）。したがつて、ポンプP₁に例えば定格
電流３Ａのものを使用し、ポンプP₂に同じく２
Ａのものを使用する場合、３Ａの容量の電源トラ
ンス（絶縁トランス）ですむ。ポンプP₁，P₂を
同相運転する場合には５Ａの容量の電源トランス
が必要となる。

また、各ポンプP₁，P₂のシリンダ９，９から
交互に圧縮空気が吐出され、１サイクルで必要量
の空気が吐出される。

必要とする空気容量を有するポンプを１台使用
してコンプレツサとした場合、半サイクルで必要
量の空気を吐出し、他の半サイクルでは空気の吐
出を休止しているため、吐出される空気の圧力波
形の脈動は大きいものとなる。これに対し、上述
の如く、半サイクルで必要量の1/2の空気を吐出
し、他の半サイクルで残りの1/2の空気を吐出す
ると、圧力波形の脈動を大巾に小さくすることが
できる。

第５図は上述のコンプレツサＣを用いて構成し
た本発明駆動装置の第一の実施例を示している。
コンプレツサＣの空気出口１２が調圧弁１３を介
して正圧タンク１４に接続されていて、各ポンプ
P₁，P₂で加圧された圧縮空気が正圧タンク１４
内に供給されている。正圧タンク１４は電磁切換
弁１５を介して例えばサツク型の血液ポンプ１６
に接続されていて、圧縮空気を該血液ポンプ１６
に送る。

電磁切換弁１５が正圧タンク１４側に切換わつ
たとき、圧縮空気が血液ポンプ１６に送られて、
血液ポンプ１６の血液排出用導管（図示せず）よ
り血液が排出され、電磁切換弁１５が大気側に切
換わつたとき、血液ポンプ１６内の圧縮空気が大
気に放出されて、血液導入用導管（図示せず）よ
り血液が導入される。

この実施例では、コンプレツサＣから送られる
圧縮空気の圧力波形の脈動が小さいため、調圧弁
１３、正圧タンク１４、配管類等がほとんど振動
せず、騒音が少ない。

また、電源トランスＴとして小容量のものが使
用でき、駆動装置全体の小型化を図ることができ
る。すなわち、血液ポンプ１６等の心室補助装置
に使用する場合、ポンプP₁，P₂の電源トランス
としては絶縁トランスを使用することが必須条件
とされるが、この絶縁トランスは容量が大きくな
ると絶縁対策上、通常のトランスに比して大型化
する割合が大きく、このため上述の如く小容量で
すむようにすると絶縁トランスとして小型のもの
を使用でき、ポンプP₁，P₂を同相運転してコン
プレツサを構成する場合よりも駆動装置全体が小
型化する。また、直流電源（バツテリ）とインバ
ータを使用した場合でも、インバータの容量が小
さくなり、駆動装置全体が小型化する。

さらに、コンプレツサＣを構成するポンプP₁，
P₂を同一基板上に配置して、ピストン７の中心
軸線がほぼ同一線上に位置するようにすると、ピ
ストン７の働きが互いに反対方向であるため、一
方のポンプP₁で発生する振動と他方のポンプP₂
で発生する振動とが互いに打消し合つて、コンプ
レツサＣ自体で生じる振動を小さくすることがで
きる。

第６図は本発明の第二実施例を示している。こ
の実施例によると、ポンプP₁，P₂を使用し、一
方のポンプP₁をコンプレツサＣとし、他方のポ
ンプP₂を真空ポンプVCとしている。そして、コ
ンプレツサＣとなる一方のポンプP₁の吐出口９
ｂを調圧弁１３を介して正圧タンク１４に接続
し、また真空ポンプVCとなる他方のポンプP₂の
吸入口９ａを調圧弁１７を介して負圧タンク１８
に接続している。

電磁切換弁１５を切換えて、正圧タンク１４と
負圧タンク１８から正圧と負圧を血液ポンプ１６
に交互に作用することにより、該血液ポンプ１６
を駆動する。

この実施例では、前述の実施例のように圧力波
形の脈動を小さくすることはできないが、二台の
ポンプP₁，P₂を同一基板上に配置して、ピスト
ン７の中心軸線がほぼ同一線上に位置するように
すると、ピストン７の動きが互いに反対方向であ
るため、ポンプP₁，P₂自体で生じる振動を小さ
くすることができる。

また、前述の実施例と同様に小容量の電源トラ
ンスですみ、駆動装置全体の小型化を図ることが
できる。

上記両実施例では、ポンプP₁とP₂を使用した
場合を示したが、これに限定されない。例えば、
電流容量2A，3A，1.5Aの３台のポンプを使用
し、2Aのポンプと1.5Aのポンプを組み合わせ、
これらポンプ（合計電流容量3.5A）と3Aのポン
プの電磁石を相互に巻線電流方向が逆相となるよ
うに接続してもよい。また、2A，3A，1.5A，
1A，2.5Aの５台のポンプを使用し、2Aのポンプ
と3Aのポンプを組み合わせ（合計電流容量5A）、
また1.5Aのポンプと1Aのポンプと2.5Aポンプを
組み合わせて（合計電流容量5A）、これらポンプ
の電磁石を相互に巻線電流方向が逆相となるよう
に接続してもよい。このように、合計電流容量を
ほぼ等しくさせると、電流効率を向上させる上で
好ましい。特に、同一容量のポンプを偶数台使用
した場合には、電流効率が100％（実測値で80％）
となる。なお、第一実施例のように容量の異なる
ポンプを偶数台組み合わせた場合でも、電流容量
の大きいポンプの電流値以上は消費されず、電流
効率は向上する。

また、血液ポンプ１６に適用した場合を示した
が、人工呼吸器、大動脈内バルーンポンプを駆動
するのにも適用することができる。

以上説明したように、本発明によれば、心室補
助装置用駆動装置における駆動ポンプの電流効率
を向上することができ、このために駆動装置の電
源トランスの容量を小さくしてトランスの小型化
を図ることが可能となり、スペース的にそれ程余
裕のない病室や手術室等で使用されることの多い
この種の駆動装置を小型化し得るという優れた効
果を奏する。

また、駆動装置内に配置した複数台の駆動ポン
プのピストンの往復動による振動を逆相相殺する
ことが可能となり、従来の駆動装置に比べて振動
や騒音の少ない駆動装置を提供できるという優れ
た効果を奏する。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来のリニアモータ駆動ポンプのブロ
ツク図、第２図はその駆動電流波形図、第３図は
本発明駆動装置に用いられるリニアモータ駆動ポ
ンプの一例を示すブロツク図、第４図はその駆動
電流波形図、第５図は本発明駆動装置の第一の実
施例を示すブロツク図、第６図は本発明の第二の
実施例を示すブロツク図である。７…ピストン、８…電磁石、９…シリンダ、９
ａ…吸入口、９ｂ…吐出口、１０…スプリング、
Ｃ…コンプレツサ、VC…真空ポンプ、P₁，P₂…
ポンプ。

Claims

【特許請求の範囲】

１電源トランスを介して交流電源の半サイクル
の間だけ電磁石巻線へ電流を通電し、該通電時に
はスプリングの彈撥力に抗して電磁石によりピス
トンを吸引してシリンダ内に気体を吸い込み、か
つ非通電時には該スプリングの彈撥力によりピス
トンを押し出してシリンダ内の気体を吐出するよ
うにしたリニアモータ駆動ポンプを用い、該リニ
アモータ駆動ポンプから調圧弁を介して正圧又は
負圧タンクに所定の正圧又は負圧を送給して貯留
し、該正圧又は負圧タンクから切換弁を介して心
室補助装置に駆動用の正圧又は負圧を送ることに
より心室補助装置を駆動するようにした駆動装置
において、前記駆動ポンプを複数台設置し、該複
数台のリニアモータ駆動ポンプの各電磁石巻線を
交流電源の正の半サイクルにおいて通電するグル
ープと負の半サイクルにおいて通電するグループ
とに二分し、交流電源の正負の各半サイクル毎に
流れる各巻線電流の合計値の差が正負の半サイク
ル間で最小となるように前記各電磁石巻線をグル
ープ分けしたことを特徴とする心室補助装置用駆
動装置。