JPH01249969A - 医療ポンプ駆動装置 - Google Patents

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】 ［発明の目的コ ［産業上の利用分野］ 本発明は、人工心臓や大動脈内バルーンポンプなどの医
療ポンプに正圧と負圧とを交互に印加してそれを駆動す
る医療ポンプ駆動装置に関し、特に発生する正圧と負圧
との制御に関する。

［従来の技術］ この種の駆動装置は、例えば特開昭５８−１０３４５６
号公報に示されるように、正圧源としてコンプレッサ、
負圧源として真空ポンプをそれぞれ備えるのが一般的で
ある。しかし、コンプレッサ及び真空ポンプは基本的に
は同一の構造であり、１つのコンプレッサ（又は真空ポ
ンプ）を正圧源及び負圧源の両方に共通に使用できる。

そこで、特開昭６１−１２９５００号公報に示される装
置においては、コンプレッサの入力端（空気吸入口）を
負圧源として利用するとともに該コンプレッサの出力端
（圧縮空気排出口）を正圧源として利用し、真空ポンプ
を省略している。また、この装置においては、コンプレ
ッサを常時一定の駆動条件で付勢状態に保持するととも
に、適正な圧力制御を可能にするために、一端を大気に
開放し他端をコンプレッサの出力端に接続した第１の１
？！磁弁１８と、一端を大気に開放し他端をコンプレッ
サの入力端に接続した第２の電磁弁１９を新たに設けで
ある。そして、次のような制御を行なっている。

人工心臓に正圧を印加する時： ■　正圧タンク圧くＰｓｌ：１８閉、１９開■　負圧タ
ンク圧＞Ｖ８２　：　１８開、１９閉（但し■に該当し
ない時） ■　■、■に該当しない時：１８開、１９開人工心臓に
負圧を印加する時： ■　負圧タンク圧≧Ｖｓ１：１８開、１９閉■　正圧タ
ンク圧（Ｐｓ２　：　１８閉、１９開（但し■に該当し
ない時） 入力端を大気に開放する。ところが、コンプレッサの端
部と正圧又は負圧の蓄圧系とは、比較的大きな流路容量
を有する接続パイプによって結合されるので、第１又は
第２の電磁弁が開くと、前記接続パイプ部分の流路に存
在する圧力のエネルギーが大気に排出され、無駄に消費
される。また、上記■、■の動作モードでは、大気−コ
ンプレッサー大気の流路が形成されるので、コンプレッ
サが実質上無負荷運転状態になり、この時のエネルギー
は全て無駄になる。これらの無駄は、駆動圧力の正圧と
負圧との切換えが早くなるに従って増大する。

無駄が大きくなると、必然的に使用するコンプレッサが
大型になる。ところが、大型のコンプレッサは、それの
発する騒音も大きい。治療中の患者の近くで騒音を発す
ると、患者がノイローゼ等の精神的な病気になる恐れが
あり、治療の妨げになり易い、特に、ＩＣＵ（集中治療
室）内のような特殊な環境では、比較的ささいなことに
対しても、患者が精神的に異常な状態に陥りやすい、従
って、■　■、■に該当しない時：１８開、１９開但し
、Ｐｓｌ　、　Ｐｓ２　、Ｖｓｌ　、Ｖｓ２は目標値。

即ち、駆動圧力として正圧を出力する時には正圧系の調
圧を優先するように電磁弁を制御し、負圧を出力する時
には負圧系の調圧を優先するように電磁弁を制御してい
る。また、正圧を出力する時と負圧を出力する時とで圧
力の目標値を異なるレベルに設定している。

［発明が解決しようとする問題点］ 特開昭６１−１２９５００号公報に示されろ装置におい
ては、確かに、１つのコンプレッサだけで正圧源と負圧
源の両者を構成することができろ。ところが、これにお
いては、コンプレッサの生成する圧力にかなりの無駄が
生じるのが避けられず、コンプレッサ自体が比較的大型
になってしまうという難点を有している。

即ち、上記装置では、駆動圧力の正圧と負圧との切換え
に伴なって、優先的に制御する系が切換わるので、その
切換わりの度に、必ず第１の電磁弁又は第２の電磁弁が
、コンプレッサの出力端又は騒音の発生は極力抑えなけ
ればならない。

本発明は、上述のような医療ポンプ駆動装置において、
生成圧力を目標値に維持する・とともに。

エネルギーの無駄な消費をなくして、騒音の発生を抑え
るとともにコンプレッサの小型化を可能にすることを目
的とする。

［発明の構成］ ［問題点を解決するための手段］ 上記目的を達成するため１本発明においては、気体を圧
縮し入力端に負圧を出力端に正圧をそれぞれ発生する圧
縮手段；前記圧縮手段の出力端に接続された正圧蓄圧タ
ンク；前記圧縮手段の入力端に接続された負圧蓄圧タン
ク；一端が医療ポンプの駆動流体室と接続された接続手
段；前記正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の
圧力のいずれか一方を、選択的に前記接続手段に印加す
る切換弁手段；一端が圧縮手段の出力端と正圧蓄圧タン
クとの間の流路に接続された正圧開放弁手段；一端が圧
縮手段の入力端と負圧蓄圧タンクとの間の流路に接続さ
れた負圧開放弁手段；圧縮手段の出力端と切換弁手段の
正圧入力端の間の流路圧力を検出する正圧検出手段；圧
縮手段の入力端と切換弁手段の負圧入力端の間の流路圧
力を検出する負圧検出手段；及び前記切換弁手段を生体
の拍動リズムに合わせて切換制御するとともに、前記正
圧検出手段及び負圧検出手段の検出する圧力がそれぞれ
設定した圧力と一致するように前記正圧開放弁手段及び
負圧開放弁手段を開閉制御し。

正圧開放弁手段及び負圧開放弁手段の一方が開状態の時
には他端が開状態になるのを禁止する。電子制御手段；
を設ける。

［作用］ 上記構成によれば、正圧開放弁手段と負圧開放弁手段の
両方が同時に開状態になることが禁止されるので、圧縮
手段の入力端と出力端とが同時に大気に開放されること
がなく、圧縮手段の無負荷運転が避けられると同時に、
圧縮手段の入力端及び出力端に接続された流路の圧力の
無駄な消費（大気への放出）も抑えることができる。

これにより、Ｓ動圧力源として使用するコンプレッサを
小さくできる。即ち、駆動装置の騒音が小さくなるので
、患者のストレスを軽減できる。しかも、駆動装置の外
形が小さくなる。集中治療室内では通常、輸液ポンプ、
生体情報の計測計（血圧計等）９人工呼吸器等々数多く
の医療機器が設置されている一二のため医師や看護婦の
作業空間が狭く、治療がしずらいのが現状である。医療
ポンプ駆動装置を小型化することは、医師等の治療作業
を容易にするのに効果的である。

本発明の好ましい態様においては、圧縮手段の出力端と
正圧蓄圧タンクとを接続する流路、及び圧縮手段の入力
端と負圧蓄圧タンクとを接続する流路の一方に逆止弁手
段を介挿するとともに他方の流路は直結し、直結した方
の系の圧力調整を優先的に行ない、逆止弁手段を設けた
系の圧力調整は従属的に行なう。

例えば負圧系を優先する場合、次のようになる。

負圧開放弁手段は、負圧蓄圧タンクと圧縮手段の入力端
との間の流路が、設定圧より低い（絶対値が大きい）場
合にのみ開くので、その流路に負圧開放弁手段の開／閉
動作によって設定圧と大気圧との切換わりが生じること
がなく、負圧系の圧力の無駄な放出は最小限に抑えられ
る。またこの場合、圧力検出手段は、負圧開放弁手段に
なるべく近い位置に配置する。

本発明の他の目的及び特徴は、以下の、図面を参照した
実施例説明により明らかになろう。

［実施例］ 第２図に、本発明を実施する一形式の医療ポンプ駆動装
置の流体回路の構成を示す。第２図を参照して説明する
。６０Ｌ及び６０Ｒが人工心臓であり、６０Ｂが大動脈
内バルーンポンプである。

人工心１１１６０Ｌ、６０Ｒは、可撓性のサックによっ
て血液室と駆動流体室とに区分され、血液室の入口と出
口には弁が設けられている。駆動流体室に印加する圧力
を脈動させることにより、サックが拍動、即ち膨張／収
縮を繰り返し、血液が血液室を介して、その入口から出
口に向かって送られる。

人工心臓６０Ｌ、６０Ｒの各駆動流体室には、それぞれ
駆動チューブ２ａ及び２ｂが接続されている。

バルーンポンプ６０Ｂは、駆動チューブ２ｃに印加する
流体圧を脈動させることにより、生体の大動脈内に挿入
される先端のバルーン部分が膨張及び収縮し、生体の心
臓の働きを助ける。

この例では、駆動装置の出力流路３１に、駆動チューブ
２ａ、２ｂ及び２ｃのいずれかを選択的に接続可能にな
っている。

コンプレッサｌＯは、それに接続された電気モータによ
って駆動される。なお、この実施例においては、コンプ
レッサ１０は常時一定の駆動力で駆動され、停止はしな
い。コンプレッサ１ｏの入力端、即ち空気吸入口１０ａ
には負圧系管路３２が接続され、出力端、即ち圧縮空気
排出口ｌｏｂには正圧系管路３３が接続されている。

負圧系管路３２の一端は、負圧蓄圧タンク１６の入力端
１６ａに接続されている。また、この負圧系管路３２に
は、圧力センサ２２と圧力調整用の電磁弁１９の出力端
とが接続されている。電磁弁１９の入力端は大気に開放
されている。負圧蓄圧タンク１６の出力端１６ｂには、
圧力切換用電磁弁１５の入力端が接続されている。

正圧系管路３３の一端には、正圧蓄圧タンク１３の入力
端１３ａが接続されている。また、コンプレッサｌＯと
正圧蓄圧タンク１３とを接続する正圧系管路３３の途中
には、逆止弁１２が介挿しである。更に、コンプレッサ
１０と逆止弁１２との間の流路に、圧力調整用の電磁弁
１８の入力端が接続しである。電磁弁１８の出力端は大
気に開放しである。正圧蓄圧タンク１３の出力端１３ｂ
には、圧力切換用の電磁弁１４の入力端が接続されてお
り、正圧蓄圧タンク１３の出力端１３ｂと電磁弁１４の
入力端との間の流路には、圧力センサ２１が配置されて
いる。

電磁弁１４の出力端と電磁弁１５の出力端とが、出力流
路３１に接続されている。

この流体回路の動作について、簡単に説明する。

コンプレッサ１０の入力端１”Ｏａと出力端ｌｏｂには
、それぞれ負圧と正圧とが発生する。負圧は主に負圧蓄
圧タンク１６内に蓄圧され、正圧は主に正圧蓄圧タンク
１３内に蓄圧される。但し、負圧タンク１６内の負圧が
大きくなるすぎろと、電磁弁１９が開いて、負圧を設定
値に維持する。また、正圧蓄圧タンク内の圧力が設定値
を越えた場合には電磁弁１８が開くが、この実施例では
、後述するように、電磁弁１８と１９とが同時に開くこ
とはない。

電磁弁１４と１５とは生体の拍動リズムと一致するよう
に交互に開閉し、出力流路３１に正圧と負圧とを交互に
印加する。

第３図に、第２図の流体回路を制御する電気回路の構成
を示す、第３図を参照する。マイクロコンピュータ１０
０Ｌニ−ｇ＊、Ａ／Ｄ変換器１００．操作ボード１２０
及びドライバ１３０が接続されている。圧力センサ２１
及び２２が出力するアナログ電気信号は、Ａ／Ｄ変換器
１１０でサンプリングされ、デジタル信号に変換されて
、マイクロコンピュータ１００に印加される。ドライバ
１３０には、１ｔ８＆弁１４，１５，１８及び１９が接
続されている。操作ボード１２０には、図示しないが各
種制御パラメータを設定するための多数のキースイッチ
と様々な表示器が備わっている。

この例では制御パラメータとしては、圧力センサ２１が
検出する正圧と比較される正圧設定値Ｐｓρ。

圧力センサ２２が検出する負圧と比較される負圧設定値
Ｐｓｎ及び電磁弁１４，１５の開閉の切換わリタイミン
グを定める正圧時間値り及び負圧時間値Ｒが備わってい
る。

第１図及び第４図に、第３図のマイクロコンピュータ１
００の動作の概要を示す。なお第３図の処理は、短い周
期で定期的に繰り返し発生するマイクロコンピュータ内
部のタイマ割込み要求に応答して実行される。以下、マ
イクロコンピュータ１００の動作を中心にして説明する
。

まず、第１図に示すメインルーチンを説明する。

電源がオンすると、まず初期化を行なう、即ち。

内部メモリの内容をクリアし、出力ポートを初期状態に
設定し、各種制御パラメータを初期値に設定し、タイマ
や割込みの設定を行なう。

ステップ２では、Ａ／Ｄ変換器１１０を制御し、圧力セ
ンサ２１が出力する正圧信号Ｐｐ及び圧力センサ２２が
出力する負圧信号Ｐｎをサンプリング及びＡ／Ｄ変換す
る。

ステップ３では、電磁弁１４の状態を識別する。

電磁弁１４が開状態、即ち正圧出力゛状態であればステ
ップ４に進み、電磁弁１４が閉状態、即ち負圧出力状態
であればステップ９に進む。

ステップ４では、サンプリングした正圧Ｐｐを正圧設定
値Ｐｓｐと比較する。Ｐｐ≧Ｐｓｐ、即ち検出した正圧
が目標値以上なら、ステップ８に進み、電磁弁１８を開
いて電磁弁１９を閉じる。これにより、コンプレッサｌ
Ｏは、負圧系に対しては負圧蓄圧タンク１６内及び負圧
系管路３２内の圧力を下げるように動作する。また、コ
ンプレッサｌＯが出力する圧縮空気は、電磁弁１８によ
って大気に放出される。この時、正圧系管路３３内の圧
力も大気圧まで下がりうるが、逆止弁１２の働きにより
、正圧蓄圧タンク１３内の圧力低下は防止される。

ステップ４でＰｐ（Ｐｓｐなら、ステップ５で、サンプ
リングした負圧Ｐｎと負圧設定値Ｐｓｎとを比較する。

Ｐｎ（Ｐｓｎ、即ち検出した負圧が目標値を越えていれ
ば、ステップ７に進んで電磁弁１８を閉じ電磁弁１９を
開く。二九により、大気から電磁弁１９を介してコンプ
レッサ１０の入力端１０ａに空気が供給され、同時に負
圧タンク１６内及び負圧系管路３２内の圧力は上昇（負
圧が低下）する。正正系においては、コンプレッサ１ｏ
が出力する圧縮空気が、逆止弁１２を介して正圧蓄圧タ
ンク１３に供給されるので、タンク１３内の圧力は上昇
する。

ステップ５でＰｎ≧Ｐｓｎ、即ち検出した負圧（絶対値
）が設定値以下であると、ステップ６に進み、電磁弁１
８及び１９の両方を閉じる。これにより、コンプレッサ
１０は、蓄圧タンク１６内及び負圧系管路３２内の圧力
を下げるとともに、正圧系管路３３内及び正圧蓄圧タン
ク１３内の圧力を上げる。

ステップ９では、電磁弁１５の状態を識別する。

電磁弁１５が開状態、即ち負圧出力状態であれば、ステ
ップ１０に進み、電磁弁１５が閉状態、即ち正圧出力状
態であれば、ステップ１３に進む。

ステップ１０では、サンプリングした負圧Ｐｎを負圧設
定値Ｐｓｎと比較する。Ｐｎ＜Ｐｓｎ、即ち検出した負
圧（絶対値）が目標値を越えていれば、ステップ１２に
進んで、電磁弁１８を閉じ、ｔ１！磁弁１９を開く。こ
れにより、大気から電磁弁１９を介してコンプレッサ１
０の入力端１０ａに空気が供給され、同時に負圧タンク
１６内及び負圧系管路３２内の圧力は上昇（負圧が低下
）する、正圧系においては、コンプレッサ１０が出力す
る圧縮空気が、逆止弁１２を介して正圧蓄圧タンク１３
に供給されるので、タンク１３内の圧力は上昇する。

ステップ１０でＰｎ≧Ｐｓｎ、即ち検出した負圧（絶対
値）が目標値以下であると、ステップ１１に進み、電磁
弁１８を開いて電磁弁１９を閉じる。

これにより、コンプレッサｌＯは、負圧系に対しては負
圧蓄圧タンク１６内及び負圧系管路３２内の圧力を下げ
る（負圧を上げる）ように動作する。

また、コンプレッサ１０が出力する圧縮空気は、電磁弁
１８によって大気に放出される。但し、逆止弁１２の働
きにより、正圧蓄圧タンク１３内の圧力低下は防止され
る。

ステップ１３では、操作ボード１２０のキー人力の読取
り及びそれに応じた各種パラメータの更新ならびに表示
器の制御を行なう。

つまり、第１図に示す圧力制御を要約すると次のように
なる。まず、電磁弁１８と電磁弁１９とが同時に開状態
になる状態は存在せず、いずれか−方が開く時には他方
が閉じる。従って、大気−電磁弁１９−コンプレッサ１
０−電磁弁１８−大気という流路が同時に形成されるこ
とはなく、コンプレッサ１０は無負荷運転状態にならな
い、つまり、コンプレッサ１０は、常時、負圧系の負圧
及び正圧系の正圧の少なくとも一方を増大させるために
動作しており、無駄な動作はない。

また、この例では、負圧系の圧力を目標値に維持するこ
とを最優先にしている。つまり電磁弁１９が開くのは、
ステップ７又はステップ１２であるが、負圧が目標値ま
で下がると（圧力が上昇すると）、それぞれ、ステップ
６又はステップｌｌに進み、電磁弁１９を閉じるので、
負圧系管路３２内及び負圧蓄圧タンク１６内の負圧が設
定負圧（絶対値）よりも低下する（不足する）ことはな
い。

このため、電磁弁１９を開く時でも、負圧系管路３２内
の負圧が設定値より下がらないので、負圧系管路３２内
に逆止弁を設けろ必要はなく、また、負圧系管路３２内
で、大気圧と負圧とが交互に入れ替わるという現象が現
われず、圧力の無駄な消費が生じない、逆に言うと、負
圧系管路３２自体も蓄圧手段の一部として機能すること
になり、その分、負圧蓄圧タンク１６の容量（大きさ）
は小さくしうる。

なお、第２図に示すように圧力センサ２２を電磁弁１９
の近傍に設けたのは、負圧系管路３２内でもその位置に
よって圧力が多少異なり、圧力センサ２２を負圧蓄圧タ
ンク１６に近い位置に設けると無駄な大気圧が電磁弁１
９を通って管路３２内に入るからである。

次に第４図を参照する。カウンタＣｏの内容は、ステッ
プ２１を実行する毎にカウントアツプされる。この割込
み処理は−短い周期で定期的に実行されるので、カウン
タＣＯの内容は時間に対応している。ステップ２２．２
４及び２６では、それぞれ、カウンタＣｏの内容、即ち
時間を参照している。カウンタＣＯが０の時には、ステ
ップ２３を実行し、電磁弁１４を開いて電磁弁１５を閉
じ、出力する駆動圧力を負圧から正圧に切換える。カウ
ンタＣＯが設定時間値Ｄ（正圧印加時間に対応）に達す
ると、ステップ２５を実行し、電磁弁１４を閉じて電磁
弁１５を開き、出力する駆動圧力を正圧から負圧に切換
える。また、カウンタＣＯが設定時間値Ｒ（負圧印加時
間に対応）に達すると、カウンタＣＯをＯにクリアする
。

なお、上記実施例においては、負圧系の圧力調整を優先
的に行なう例を示したが、同様に正圧系の圧力調整を優
先的に行なうように構成を変形してもよい。その場合に
は、正圧系管路３３内の逆止弁１２は廃止して負圧系管
路３２に逆止弁を設け、圧力センサ２１の位置を正圧系
管路３３上に移し、圧力センサ２２の位置を負圧蓄圧タ
ンク１６と電磁弁１５との間に移すのが望ましい。

また、実施例においては、医療ポンプを空気で直接駆動
する例を示したが、勿論、公知の流体アイソレータ等を
用いて、駆動系を空気駆動系とガス駆動系の２つに区分
し、生体にとって安全なヘリウムなどのガスによって医
療ポンプを駆動する構成に変形してもよい。

［効果］ 以上のとおり、本発明によれば、コンプレッサなどの単
一の圧縮手段を用いて、医療ポンプの駆動に必要な正圧
と負圧とを生成でき、しかも、圧縮手段が無負荷運転す
ることがなく、また正圧／負圧の切換え等に伴なって流
路内の圧力を大気に放出することが少ないので、エネル
ギーのロスが少なく、コンプレッサの小型化が可能であ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図及び第４図は、第３図のマイクロコンピュータ１
００の動作の概略を示すフローチャートである。 第２図は、−実施例の医療ポンプ駆動装置の流体回路の
構成を示すブロック図である。 第３図は、第２図の医療ポンプ駆動装置の電装部の構成
を示すブロック図である。 ２ａ、２ｂ、２ｃ：駆動チューブ ｌＯ：コンプレッサ（圧縮手段） １２：逆止弁 １３：正圧蓄圧タンク（正圧蓄圧タンク）１４．１５：
電磁弁（切換弁手段） １６：負圧蓄圧タンク（負圧蓄圧タンク）１８：電磁弁
（正圧開放弁手段） １９：電磁弁（負圧開放弁手段） ２１：圧力センサ（正圧検出手段） ２２：圧力センサ（負圧検出手段） ３１：出力流路（接続手段） ３２：負圧系管路　　　　３３：正圧系管路６０Ｌ、６
０Ｒ：人工心臓 ６０Ｂ二大動脈内バルーンポンプ　　　゛１００：マイ
クロコンピュータ １１０　：　Ａ／Ｄ変換器 １２０：操作ボード １３０：ドライバ 第４図

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）気体を圧縮し入力端に負圧を出力端に正圧をそれ
   ぞれ発生する圧縮手段； 前記圧縮手段の出力端に接続された正圧蓄圧タンク； 前記圧縮手段の入力端に接続された負圧蓄圧タンク； 一端が医療ポンプの駆動流体室と接続された接続手段； 前記正圧蓄圧タンク内の圧力と負圧蓄圧タンク内の圧力
   のいずれか一方を、選択的に前記接続手段に印加する切
   換弁手段； 一端が圧縮手段の出力端と正圧蓄圧タンクとの間の流路
   に接続された正圧開放弁手段； 一端が圧縮手段の入力端と負圧蓄圧タンクとの間の流路
   に接続された負圧開放弁手段； 圧縮手段の出力端と切換弁手段の正圧入力端の間の流路
   圧力を検出する正圧検出手段； 圧縮手段の入力端と切換弁手段の負圧入力端の間の流路
   圧力を検出する負圧検出手段； 及び前記切換弁手段を生体の拍動リズムに基づいて切換
   制御するとともに、前記正圧検出手段及び負圧検出手段
   の検出する圧力がそれぞれ設定した圧力と一致するよう
   に前記正圧開放弁手段及び負圧開放弁手段を開閉制御し
   、正圧開放弁手段及び負圧開放弁手段の一方が開状態の
   時には他端が開状態になるのを禁止する、電子制御手段
   ；を備える医療ポンプ駆動装置。
2. （２）圧縮手段の出力端と正圧蓄圧タンクとを接続する
   流路、及び圧力手段の入力端と負圧蓄圧タンクとを接続
   する流路の一方に逆止弁手段を介挿し、他方を直結し、
   電子制御手段は、正圧開放弁手段及び負圧開放弁手段の
   うち前記流路を直結した方の系に接続された優先系開放
   弁を、その系の圧力を目標値に維持するように制御し、
   正圧開放弁手段及び負圧開放弁手段のうち前記流路に逆
   止弁手段が介挿された系のものを、優先系開放弁が閉の
   時に、その系の検出圧力と設定圧力とに応じて開閉制御
   する、前記特許請求の範囲第（１）項記載の医療ポンプ
   駆動装置。