JPS644473B2

JPS644473B2 -

Info

Publication number: JPS644473B2
Application number: JP58213748A
Authority: JP
Inventors: Takeharu Oomi; Toshinobu Kageyama; Sadahiko Mushishika
Original assignee: Aisin Seiki Co Ltd; Shinsangyo Kaihatsu KK
Current assignee: Shinsangyo Kaihatsu KK; Aisin Corp
Priority date: 1983-11-14
Filing date: 1983-11-14
Publication date: 1989-01-25
Also published as: US4648385A; JPS60106462A

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、人工心臓や大動脈内バルーンポンプ
のような血液ポンプを駆動する装置に関し、特に
指定されたパラメータに応じて規則的に流体圧を
変化させる流体駆動装置に関する。

［従来の技術］人工心臓は、生体の心臓の脈動によく似た脈動
流を血液を与えるように駆動することが安全性の
面で重要である。人工心臓はダイアフラム型、サ
ツク型、ピストン型等種々のものが知られている
が、これらは一般に空気等の流体から所定の圧力
を受けて駆動される。生体の状態に応じた最良の
条件で人工心臓を駆動するためには、その条件に
応じた正確な圧力を所定のタイミングで出力する
駆動装置が必要である。すなわち、心拍数、陽圧
（正圧）、陰圧（負圧）、陽圧および陰圧を人工心
臓に印加する継続時間（Duration）又はデユー
テイ比等を全て正確に、しかもすばやく所定値に
セツトしうる駆動装置がよい。従来の人工心臓駆
動装置では、正確な圧力を得るための手段として
機械式減圧弁等が陽圧系と陰圧系にそれぞれ用い
られている。しかし、人工心臓駆動装置において
は陽圧系の出力端と陰圧系の出力端が互いに接続
されており、陰圧は陽圧系の負荷となり陽圧は陰
圧系の負荷となるので、たとえば陰圧を調整する
とそれに応じて陽圧系の負荷が変化して陽圧も変
化し、陽圧を調整すると陰圧系の負荷が変化して
陰圧も変化するという不都合がある。このため従
来、圧力の調整を行なう場合には、一方の圧力調
整をする場合であつても２つの圧力表示を確認し
ながら２つの減圧調整弁を同時に操作して、一方
の圧力を更新しながら他方の圧力が所定値を維持
するように注意深く行なわなければならず、圧力
調整に熟練を要し時間もかかるという難点があつ
た。そこで、本出願人は陽圧系と陰圧系にそれぞ
れ圧力調整用の電磁弁を設けて、高精度の圧力調
整を実現するとともに各種パラメータの設定値を
簡単にした人工心臓駆動装置（特願昭57−52141
号）を提案した。

［発明が解決しようとする課題］ところで、この種の人工心臓駆動装置において
は、陽圧と陰圧とを交互に人工心臓に印加するた
め、流体の吸入と排出とを交互に行なわなければ
ならず、多量の駆動用流体を消費することにな
る。したがつて、駆動用流体には一般に空気を使
用している。

しかしながら、流体で駆動される人工心臓は、
駆動用流体と血液とが薄い膜を介しして分離され
ているのみであるため、万一、人工心臓に故障が
生じると、膜の部分を通つて駆動用流体が漏れる
可能性がある。その場合に駆動用流体が空気であ
ると、血液が凝結するので患者の生命が危険にさ
らされる。

本発明は、人工心臓等の機器に万一流体漏れ等
の異常が生じた場合でも患者の生命に悪影響を及
ぼさない安全な駆動装置を提供すること、ならび
に、血液ポンプの動きを生体の心臓のように急俊
にして血液の循環を効率良く行なうことを目的と
する。

［発明の構成］［課題を解決するための手段１］人工心臓の流体漏れに関して危険性をなくする
ためには、駆動用流体に、血液に対して安全な性
質のもの、例えばヘリウムガス、炭酸ガス等を使
用すればよい。しかし圧力調整用に多量の流体を
消費するから、全ての系でヘリウムガスを使用す
ると大きなヘリウム用タンクを用意しなければな
らず装置が大型になる。そこで、本発明において
は駆動系に少なくとも１つの隔膜を配置して、流
体駆動系を複数に分割し、圧力調整系には空気等
を使用し、人工心臓の直接の駆動系にはヘリウム
ガス等の安全な流体を用いる。

本発明者等の実験によれば、駆動系を複数に分
割して空気とヘリウム等のガスで人工心臓を駆動
する場合には、従来の構成の駆動装置では十分好
ましい駆動結果は得られなかつた。即ち、人工心
臓を駆動する圧力は心拍に応じた所定タイミング
で、正圧と負圧とを交互に切換える必要がある
が、この切換の立上り（負圧から正圧に切換）及
び立下り（正圧から負圧に切換）において圧力波
形の変化がなだらかになる。生体の心臓によつて
得られる血圧波形においては、立上りが急俊で、
立下りは比較的なだらかであるので、生体の心臓
と同様な生体に適した送血動作を実現するために
は、血液を送り出し始める時の立上りを急俊にす
ることが重要であると考えられ、人工心臓を用い
て送血する場合には、人工心臓ポンプを駆動する
圧力の立上りを急俊にすることが重要である。

この種の駆動装置の圧力調整系においては、正
圧と負圧との切換時に大量の空気を消費するの
で、一般に圧力の大きな低下を防止するため、お
よび圧力を安定化させるためアキユームレータ
（蓄圧タンク）を用いて正圧系と負圧系のそれぞ
れで流体を貯えている。しかし、それでもよほど
大きなアキユームレータを用いない限り、圧力の
低下を防ぐのは難しく、また逆に、アキユームレ
ータを用いているため、圧力が変化した場合には
それを元に戻すのに時間がかかることになる。し
たがつて、正圧と負圧の切換りが急俊な方形波状
の圧力波形を得るのは難しい。

そこで、第１番の発明においては、圧力調整機
構の正圧系に、正圧蓄圧タンクから分離した正圧
用圧力補償電磁弁を正圧系の圧力調整機構と並列
に接続して、該補償電磁弁を血液ポンプに印加す
る駆動圧力の正圧／負圧の切換タイミングに同期
して開閉制御し、圧力の低下を補償する。

［作用１］これによれば、ポンプ駆動圧力を負圧から正圧
に切換える際に、正圧用補償電磁弁を開くことに
より、圧力調整機構の出力とは別に、正圧源の圧
力が補償電磁弁を介して直接出力され、その圧力
も血液ポンプの駆動に利用されるので、圧力調整
機構だけを使用する場合に比べ、一時的に大量の
正圧空気が得られ、それによつて圧力の低下が防
止され、その結果として、血液ポンプを駆動する
圧力の負圧から正圧への切換わりが早くなり、空
気圧を制御する圧力調整機構の出力側に、ヘリウ
ムガス等を用いた駆動系を接続する場合でも、十
分に圧力低下を補償して、生体の心臓と同様に立
上りの急俊な圧力波形を得ることができる。

［課題を解決するための手段２］第２番の発明においても、駆動系に少なくとも
１つの隔膜を配置して、流体駆動系を複数に分割
し、圧力調整系には空気等を使用し、人工心臓の
直接の駆動系にはヘリウムガス等の安全な流体を
用いる。また、第２番の発明においては、圧力調
整機構の正圧系に、正圧蓄圧タンクから分離した
正圧用圧力補償電磁弁を正圧系の圧力調整機構と
並列に接続するとともに、圧力調整機構の負圧系
に、負圧蓄圧タンクから分離した負圧用圧力補償
電磁弁を負圧系の圧力調整機構と並列に接続す
る。そして正圧用及び負圧用の圧力補償電磁弁を
血液ポンプに印加する駆動圧力の正／負圧切換タ
イミングに同期して開閉制御し圧力の低下を補償
する。

［作用２］これによれば、ポンプ駆動圧力を負圧から正圧
に切換える際に、正圧用補償電磁弁を開くことに
より、圧力調整機構の出力とは別に、正圧源の圧
力が補償電磁弁を介して直接出力され、その圧力
も血液ポンプの駆動に利用されるので、圧力調整
機構だけを使用する場合に比べ、一時的に大量の
正圧空気が得られ、これによつて圧力の低下が防
止されその結果として、血液ポンプを駆動する圧
力の負圧から正圧への切換わり（立上り）が早く
なる。またポンプ駆動圧力を正圧から負圧に切換
える際に、負圧用補償電磁弁を開くことにより、
圧力調整機構の出力とは別に、負圧源の圧力が補
償電磁弁を介して直接出力され、その圧力も血液
ポンプの駆動に利用されるので、圧力調整機構だ
けを使用する場合に比べ、一時的に大量の負圧空
気が得られ、それによつて圧力（絶対値）の低下
が防止され、その結果として、血液ポンプを駆動
する圧力の正圧から負圧への切換わり（立下り）
が早くなる。圧力の立下りがなだらかな場合、人
工心臓の入口から血液ポンプサツク内に100％の
容量の血液が送り込まれるまでに長時間を要し、
心拍周期が短いと、血液ポンプサツクに100％の
血液が入る前に収縮動作が開始されるので、送血
量が低下する。駆動圧力の立下りを立上りと同様
に急俊にすれば、血液のポンプサツク内への導入
に要する時間が短縮され送血量の低下が防止され
る。

［実施例］以下図面を参照して本発明の実施例を説明す
る。第１図に人工心臓駆動装置（バルーンポンプ
も駆動できる）１の外観を示す。第１図を参照す
ると、１ａが操作部、１ｂが表示部、１ｃが接続
部である。装置に向かつて右側の接続部１ｃには
チユーブ２ａ，２ｂおよびリモコン用光フアイバ
ケーブルFB０が接続されており、光フアイバFB
０の先端にリモート操作ボードREMが接続され
ている。

チユーブ２ａおよび２ｂには、それぞれ人工心
臓６０Ｌおよび６０Ｒ（第４図参照）が接続され
ている。装置に向かつて右側の接続部には、２つ
の光フアイバケーブルFB１およびFB２が接続さ
れている。後述するように、光フアイバケーブル
FB１にはビデオカメラCAMが接続されており、
FB２には照明灯LMPが接続されている。ビデオ
カメラCAMおよびLMPは、人工心臓６０Ｌ，６
０Ｒの実際の作動状態を監視するために備わつて
いる。ビデオカメラCAMの出力を表示するモニ
タテレビTVが表示部１ｂに備わつている。３は
キヤスターである。

第２ａ図および第２ｂ図に、リモート操作ボー
ドREMの機械的な構成を示す。第２ａ図および
第２ｂ図を参照して説明する。操作ボードのケー
スREaは、合成樹脂で形成されている。スイツチ
を操作できるように、パネルの上面のスイツチの
部分には四角形の穴があいており、その部分は薄
い樹脂シートREbで覆つてある。プリント基板
PWB１およびPWB２は互いに接続して一体にし
てある。プリント基板PWB１およびPWB２上に
は、17個のスイツチSW１，Ｂ０〜Ｂ１５、バツ
テリー、スピーカSP、光／電気変換器、電気／
光変換器等が配置してある。

第３ａ図および第３ｂ図に、人工心臓６０Ｌと
その作動状態を監視する装置の一部を示す。第３
ａ図および第３ｂ図を参照して説明する。人工心
臓６０Ｌは、監視用ケース１００に６０ａ，６０
ｂの部分でねじ止めされている。この例では、人
工心臓６０Ｌの厚み方向と直交する位置に、人工
心臓６０Ｌの可動部分と対向するように、監視用
の光フアイバーFB１および照明用の光フアイバ
ーFB２が互いに直交するように配置してある。
また、光フアイバーFB１およびFB２の先端に対
向する位置に反射鏡MR１を配置してある。光フ
アイバーFB１は、一般の医療機器で良く知られ
ているように先端が揺動可動になつており、これ
は遠隔制御できる。

第４図に、第１図に示す装置のシステム構成を
示す。第４図を参照すると、６０Ｌおよび６０Ｒ
が人工心臓であり、６０Ｂは大動脈内バルーンポ
ンプである。流体駆動ユニツトFDUには３つの
流体駆動出力端が備わつているが、実際には人工
心臓６０Ｌおよび６０Ｒとバルーンポンプ６０Ｂ
を同時に使用する状況は考えられないので、その
うちの２つのみが同時に作動しうる構成になつて
いる。流体駆動ユニツトFDUを制御する電子制
御ユニツトECUには、リモード操作ボード
REM、照明灯LMPおよびビデオカメラCAMが
接続されている。ビデオカメラの信号出力端はモ
ニタテレビTVに接続されている。リモート操作
ボードREMと電子制御ユニツトECUは、前述の
ように光フアイバケーブルFB０で接続されてい
る。

第５図に、第４図の流体駆動ユニツトFDUの
構成を示す。まず概略を説明すると、このユニツ
トFDUにはコンプレツサ７１、真空ポンプ７２、
空気圧制御機構ADULおよびADUR、ガス駆動
機構GDUL，GDURA，GDURB、ヘリウムガス
タンクHTAおよび減圧弁６１が備わつている。
ガス駆動機構GDULの入力端は空気圧制御機構
ADULの出力端に接続されており、ガス駆動機
構GDURAおよびGDURBの入力端は空気圧制御
機構ADURの出力端に共通に接続されている。
ガス駆動機構GDUL，GDURAおよびGDURBの
出力端は、それぞれ人工心臓６０Ｌ，６０Ｒおよ
びバルーンポンプ６０Ｂに接続されている。

空気圧制御機構ADULを説明する。この機構
には、６つの電磁弁５１，５２，５３，５４，５
５および５６が備わつている。電磁弁５１，５２
および５３が正圧生成用に使用され、電磁弁５
４，５５および５６が負圧生成用に使用される。
電磁弁５１および５２はアキユームレータAC１
の内部に備わつており、電磁弁５４および５５は
アキユムレータAC２の内部に備わつている。電
磁弁５１および５３の入力端がコンプレツサ７１
の出力端に接続されており、電磁弁５４および５
６の入力端（流体の流れ方向に関しては下流側）
が真空ポンプ７２の負圧出力端に接続されてお
り、電磁弁５２，５３，５５および５６の出力端
が空気圧制御機構ADULの出力端に接続されて
いる。PS１およびPS２は、それぞれアキユーム
レータAC１およびAC２内部の圧力を検出するた
めの圧力センサである。空気圧制御機構ADUR
の構成はADULと同一である。

次に、ガス駆動機構GDULを説明する。この
機構には、電磁弁５７，５８，５９、流体アイソ
レータAGA等が備わつている。流体アイソレー
タAGAの１次側（空気側）には機械式弁VA１
を介して前記空気圧制御機構ADULの出力端が
接続されている。電磁弁５７は入力端が流体アイ
ソレータAGAの１次側に接続され、出力端が大
気に開放されている。電磁弁５９は入力端が減圧
弁６１の出力端に接続され、出力端が流体アイソ
レータAGAの２次側に接続されている。電磁弁
５８は入力端が流体アイソレータAGAの２次側
に接続され、出力端が前記アキユームレータAC
２の内部に接続されている。流体アイソレータ
AGAの１次側および２次側には、それぞれ圧力
センサPS３およびPS４が備わつている。ガス駆
動機構GDURAおよびGDURBの構成は、GDUL
と同様である。

第６図に、ガス駆動機構GDURBに備わつた流
体アイソレータAGAの構成を示す。第６図を参
照して説明する。簡単にいうと、AGAはハウジ
ング８１および８２に挟んだダイアフラム８３で
１次側ポート８１ａに連通する空間と２次側ポー
ト８２ａに連通する空間をしきるものであり、ダ
イアフラム８３は図の左右方向に偏移可能になつ
ている。

ダイアフラム８３の中央部には、プレート８４
および８５がそれを挟むように装着されている。
８６がプレート８５と８６を固着するためのボル
トである。ハウジング８１の中央部には、プレー
ト８５の偏移量を調整するための規制部材６３が
装着されている。規制部材６３にはねじ６３ａお
よび６３ｂが形成してあり、ねじ６３ｂの部分で
ハウジング８１に係合している。

規制部材６３を回動すると、係合位置が変化し
て規制部材６３が左右に移動する。左側に移動す
ればプレート８４，８５の移動範囲が大きくなる
し、右側に移動すればプレート８４，８５の移動
範囲が小さくなる。Ｍ１は直流モータである。直
流モータＭ１の駆動軸にはウオームギア６２を結
合してあり、ウオームギア６２は、ねじ６３ａに
噛み合つている。したがつて、モータＭ１を駆動
することにより、プレート８４，８５の移動範囲
が変化する。モータＭ１は、ベースプレート９０
を介してハウジング８１のフランジ部分８１ｂに
固着してある。８９は○リング、８７および８８
はハウジング８１と８２を固定するためのボルト
である。

ガス駆動機構GDULおよびGDURAに備わつた
流体アイソレータAGAは、モータＭ１が省略さ
れている他は第６図のものと同一構成である。

この実施例で用いている電磁弁５１，５２，５
３，５４，５５，５６，５７，５８および５９
は、全て同様の構成になつている。そのうちの１
つの平面図、右側面図、左側面図および拡大縦断
面図を第７ａ図、第７ｂ図、第７ｃ図および第７
ｄ図にそれぞれ示す。第７ａ図、第７ｂ図、第７
ｃ図および第７ｄ図を参照して説明する。電磁弁
の弁ハウジング１１に第１のポート１２と第２の
ポート１３が形成されている。ハウジング１１の
内空間は弁座１４で、第１のポート１２に連通す
る第１の内室１５と第２のポート１３に連通する
第２の内室１６に区分されている。弁ハウジング
１１にはシール材１７を介して磁性体コイルケー
ス１８が固着されている。

ケース１８内にはコイル１９を巻回したコイル
ボビン２０が挿入されており、これを磁性体ベー
ス２１，２２が支持している。ベース２１には固
定磁性体コア２３が固着されている。コア２３は
中空であり、それを非磁性体ガイドロツド２４が
貫通している。ロツド２４には可動磁性体コア２
５が固着されている。ロツド２４の一端はコイル
スプリング２６で左方に押されている。ロツド２
４の他端は軸受２７およびベローズ２８を貫通
し、その端部に弁体２９が固着されている。ベロ
ーズ２８の内空間は、小孔３０および３７を通し
て第１の内室１５（図示状態）又は第２の内室１
６（ロツド２４が右方に駆動されたとき）に連通
する。コイル１９が付勢されると、コア２３−コ
ア２５−ベース２２−ケース１８−ベース２１−
コア２３と循環する磁束を生じ、コア２５にコア
２３に向けての吸引力が作用し、ロツド２４が、
この吸引力とコイルスプリング２６の反発力とが
バランスする点まで右方に移動し、弁体２９が弁
座１４より、吸引力に応じた距離離れる。コア２
３の端面２３ａは山の字形であり、コア２５の端
面２５ａはその中央突部を受ける凹形であり、し
かも山の字形の両端突部内側面２３ｂにはテーパ
が付されている。このテーパの存在により、通電
レベル対ロツド２４移動量（２３ａ−２５ａ間の
ギヤツプ）が広い範囲で比例関係になつている。
また、この種の電磁弁は可動部の応答性が良く高
速で開閉制御を行ないうる。

第８図に、第４図に示す電子制御ユニツト
ECUの構成を示す。第８図を参照すると、電子
制御ユニツトECUは、制御ユニツトCON１，
CON２およびCON３、リモコン用受信ユニツト
SRU、本体側操作ボードMOB、表示ユニツト
DSPUおよびスコープ＆ランプ制御ユニツト
SLCUでなつている。

制御ユニツトCON１は、空気圧制御機構
ADULおよびADURの圧力センサPS１およびPS
２の出力信号を監視して、アキユームレータAC
１およびAC２内部の圧力が設定された圧力と一
致するように、電磁弁５１および５２を開閉制御
する。

制御ユニツトCON２は、空気圧制御機構
ADULおよびADURの電磁弁５２，５３，５５
および５６を、設定された心拍周期、左および右
のそれぞれの継続時間（Systolic Duration）（又
はデユーテイ）等に応じた所定タイミングで開閉
制御する。

制御ユニツトCON３は、ガス駆動機構GDUL，
GDURAおよびGDURBの電磁弁５７，５８およ
び５９を制御する。且し、GDURAとGDURBを
同時に制御することはない。GDULとGDURAの
制御は、圧力センサPS３およびPS４の出力信号
（PG１，PG２）を監視して行なうが、GDURB
の制御では圧力センサPS３の出力信号は監視し
ない。またGDURBの制御においては、モータＭ
１を制御する。

表示ユニツトDSPUは、多数の７セグメント表
示器でなつており、制御ユニツトCON１，CON
２およびCON３に接続されている。本体側操作
ボードMOBは、制御ユニツトCON１，CON２，
CON３およびスコープ＆ランプ制御ユニツト
SLCUに接続されている。リモコン用受信ユニツ
トSRUの各々の出力ラインは、本体側操作ボー
ドMOBの対応する信号ラインと同様に接続され
ている。

第９図に、第８図の制御ユニツトCON１の詳
細を示す。第９図を参照して説明する。この制御
ユニツトCON１は、マイクロコンピユータユニ
ツトCPU１を中心として構成されている。本体
側操作ボードMOBおよびリモコン用受信ユニツ
トSRUが接続されるコネクタＪ１は、バツフア
BF１およびチヤタリング除去回路CH１を介し
て、CPU１の入力ポートに接続されている。コ
ネクタＪ１に印加される信号は、Ｒ側（右側）正
圧UP、Ｒ側正圧DOWN、Ｒ側負圧UP、Ｒ側負
圧DOWN、Ｌ側（左側）正圧UP、Ｌ側正圧
DOWN、Ｌ側負圧UP、Ｌ側負圧DOWN等の圧
力設定用指示信号である。

CPU１の４つの出力ポートに、バツフアＺ１
５を介してそれぞれソリツドステートリレーSSR
１，SSR２，SSR３およびSSR４が接続されてお
り、各々のソリツドステートリレーSSR１〜SSR
４の出力端が、電磁弁５１（Ｌ，Ｒ）および５４
（Ｌ，Ｒ）に接続されている。

Ｚ１６が、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換
器である。このＡ／Ｄ変換器Ｚ１６は、８つの入
力チヤンネルを備えているが、この実施例ではそ
のうちの４つを使用している。信号RPP，RNP，
LPPおよびLNPは、それぞれ右側正圧、右側負
圧、左側正圧および左側負圧を検出する圧力セン
サからのものである。CPU１の表示用出力ポー
トは表示ドライバDDV１に接続されており、
DDV１の出力端が表示ユニツトDSPUに接続さ
れている。

第１０図に、第８図の制御ユニツトCON２の
構成を示す。第１０図を参照して説明する。この
制御ユニツトCON２は、マイクロコンピユータ
ユニツトCPU２を中心として構成してある。本
体側操作ボードMOBおよびリモコン用受信ユニ
ツトSRUが接続されるコネクタＪ８は、バツフ
アBF２およびチヤタリング除去回路CH２を介し
て、CPU２の入力ポートに接続されている。コ
ネクタＪ８に印加される信号は、心拍数UP、心
拍数DOWN、Ｒ側デユーテイUP、Ｒ側デユーテ
イDOWN、Ｌ側デユーテイUP、Ｌ側デユーテイ
DOWN等の設定指示信号である。CPU２の８つ
の出力ポートに、バツフアＺ１５Ｂ，Ｚ１５Ｃを
介して、それぞれソリツドステートリレーSSR５
〜SSR１２が接続されている。ソリツドステート
リレーSSR５〜SSR８は空気圧印加用電磁弁５２
（Ｌ，Ｒ）および５５（Ｌ，Ｒ）にそれぞれ接続
されており、SSR９〜SSR１２は空気圧補償用電
磁弁５３（Ｌ，Ｒ）および５６（Ｌ，Ｒ）にそれ
ぞれ接続されている。CPU２の表示信号用出力
ポートに表示ドライバDDV２が接続されており、
DDV２の出力端に表示ユニツトDSPUが接続さ
れている。

第１１図に、第８図の制御ユニツトCON３の
構成を示す。第１１図を参照して説明する。この
ユニツトCON３はマイクロコンピユータユニツ
トCPU３を中心として構成してある。本体側操
作ボードMOBおよびリモコン用受信ユニツト
SRUが接続されるコネクタＪ１２は、バツフア
BF３およびチヤタリング除去回路CH３を介し
て、CPU３の入力ポートに接続されている。コ
ネクタＪ１２に印加される信号は、本体側操作ボ
ードMOBからの、空気抜き指示信号、補助心
臓／バルーンポンプ選択信号等である。

CPU３にはＺ１６と同一構成のＡ／Ｄ変換器
Ｚ１６Ｂが接続されており、Ｚ１６Ｂのアナログ
信号入力端子に、ガス駆動機構GDUL，GDURA
およびGDURBに備わつた圧力センサの出力端子
が接続されている。MD１はストローク調整用モ
ータＭ１を駆動するための回路である。MD１の
２つの入力端子を制御することにより、モータＭ
１を正転、逆転又は停止制御することができる。

CPU３の９つの出力ポートに、バツフアＺ１
５Ｄ，Ｚ１５ＥおよびＺ１５Ｆを介して、ソリツ
ドステートリレーSSR１３〜SSR２１が接続され
ている。SSR１３，SSR１４およびSSR１５の出
力端子が、それぞれガス駆動機構GDUL，
GDURAおよびGDURBの電磁弁５７に接続され
ており、SSR１６，SSR１７およびSSR１８の出
力端子が、それぞれガス駆動機構GDUL，
GDURAおよびGDURBの電磁弁５９に接続され
ており、SSR１９，SSR２０およびSSR２１の出
力端子が、それぞれガス駆動機構GDUL，
GDURAおよびGDURBの電磁弁５８に接続され
ている。

第１２図に、第８図のスコープ＆ランプ制御ユ
ニツトSLCUの構成を示す。このユニツトSCLU
は、バツフアBF４、ソリツドステートリレー
SSR２２，SSR２３、インバータIN１，IN２、
AC／DC変換器（すなわち直流電源装置）POW
１，POW２等でなつており、SSR２２の出力端
子が照明灯LMPに、POW１の出力端子がビデオ
カメラCAMに、それぞれ接続されている。POW
２は、バツフアBF４、インバータIN１，IN２、
ソリツドステートリレーSSR２２およびSSR２３
を制御するための直流電圧を生成する。

第１３図に、第８図の本体側操作ボードMOB
の構成を示す。第１３図を参照して説明する。本
体側操作ボードMOBは、20個のスイツチＳ０〜
Ｓ１９と抵抗器アレイREAでなつている。スイ
ツチＳ０〜Ｓ１５は、それぞれ前記リモート操作
ボードREMに備わつたスイツチＢ０〜Ｂ１５と
同一の機能を果たす。各スイツチＳ０〜Ｓ１９の
機能は、それぞれ、リモートON／OFF（REMを
有効にするかどうか）、一時停止（電磁弁５２，
５３，５５および５６の動作を止める）、Ｌ側正
圧UP、Ｒ側正圧UP、Ｌ側正圧DOWN、Ｒ側正
圧DOWN、Ｌ側負圧UP、Ｒ側負圧UP、Ｌ側負
圧DOWN、Ｒ側負圧DOWN、Ｌ側デユーテイ
UP、Ｒ側デユーテイUP、Ｌ側デユーテイ
DOWN、Ｒ側デユーテイDOWN、心拍数UP、
心拍数DOWN、ビデオカメラオン、照明灯オン、
空気抜き指示および補助心臓／バルーン選択指示
である。

第１４図に、第８図のリモコン用受信ユニツト
SRUの回路構成を示し、これに接続したリモー
ト操作ボードREMの回路構成を第１５図に示す。
まず、第１５図を参照してリモート操作ボード
REMを説明する。

Ｚ９が遠隔操作信号送信用の集積回路（三菱電
機製M58484P）である。この集積回路Ｚ９は、
概略でいうと、キースキヤン信号発生回路、キー
入力エンコーダ、命令デコーダ、発振回路、タイ
ミング発生回路、コード変調回路、出力バツフア
等を備えており、６×５のキーマトリクス入力端
子を監視して30種類の指示を判別し、その指示に
応じた６ビツトのPCMシリアルコードデータを
出力する。

集積回路Ｚ９のキースキヤン出力端子φa，φb，
φc，φdおよびφeおよびキー入力端子I₁，I₂，I₃お
よびI₄に、16個のキースイツチＢ０〜Ｂ１５がマ
トリクス状に接続されている。Ｚ９の電源端子
Vccには、電源スイツチSW１を介してバツテリ
ーが接続されている。この電源ラインには、電源
オン／オフ表示用の発光ダイオードＤ１、電圧安
定化用コンデンサＣ１，Ｃ２、集積回路Ｚ１０、
電圧降下表示用発光ダイオードＤ３等が接続され
ている。

集積回路Ｚ１０は電圧降下監視用のもので、こ
の例では電圧Vccが4.3V以下になると発光ダイオ
ードＤ３を点灯する。集積回路Ｚ９の信号出力端
子OUTに論理ゲートＧ８を介して集積回路Ｚ１
１が接続されている。集積回路Ｚ１１は、電気／
光変換モジユール（東芝製TOTX70）であり、
入力端子Ａに印加される電気信号に応じた光を放
出する。

集積回路Ｚ１１の光出力端子に、光フアイバケ
ーブルFB０の一方が接続されている。光フアイ
バケーブルFB０は２組の光フアイバでなつてお
り、FB０の他方の光フアイバは集積回路Ｚ１２
の光入力端子に接続されている。集積回路Ｚ１２
は、光／電気変換モジユール（東芝製TORX70）
である。集積回路Ｚ１２の電気信号出力端子Ｂに
は、論理ゲートＧ１１を介して、論理ゲートＧ９
およびＧ１０が接続されている。論理ゲートＧ９
の出力端子には発光ダイオードＤ２が接続されて
おり、論理ゲートＧ１０の出力端子にはコンデン
サＣ８を介してスピーカSPが接続されている。

次に、第１４図を参照してリモコン用受信ユニ
ツトSRCを説明する。Ｚ３が、遠隔操作信号受
信用の集積回路（三菱電機製M58481P）である。
この集積回路Ｚ３は、概略でいうと、入力回路、
復調回路、命令デコーダ、タイミング発生回路、
チヤネル制御回路、発振回路、フリツプフロツプ
等を備えており、伝送信号入力端子SIに印加され
る信号を復調および解読して、その結果を出力端
子P₀，P₁，P₂，P₃，IR，PowerON／OFF等に
セツトする。出力端子IRは、信号を受信したか
どうか、すなわち送信側でキー入力があつたかど
うかを示す信号を出力する。出力端子
PowerON／OFFの信号レベルは、所定の信号
（REM側のスイツチＢ０の操作に対応）を受信す
るとセツト又はリセツトされる。この端子は、こ
こでは遠隔操作を有効にするかどうかの制御に用
いている。

光フアイバケーブルFB０の各組のフアイバに
は、集積回路Ｚ１およびＺ２が接続されている。
集積回路Ｚ１は光／電気変換モジユール（Ｚ１２
と同一）であり、その光入力端子は、FB０を介
して前記集積回路Ｚ１１の光出力端子に接続され
ている。集積回路Ｚ２は電気／光変換モジユール
（Ｚ１１と同一）であり、その光出力端子は、FB
０を介して前記集積回路Ｚ１２の光入力端子に接
続されている。

受信される光信号は、電気信号に変換され、Ｚ
１の出力端子Ｂから、論理ゲートＧ１を介して、
集積回路Ｚ３の信号入力端子SIに印加される。集
積回路Ｚ４はＤタイプフリツプフロツプ、Ｚ５は
デコーダ（74159）である。集積回路Ｚ３の出力
端子P₀〜P₃に得られる４ビツトのコードデータ
は、デコーダＺ５で15種類の指示信号に解読さ
れ、コネクタCN１を介して各回路に供給され
る。デコーダＺ５はオープンコレクタ出力になつ
ており、この出力ラインは、それぞれ本体側操作
ボードMOBの対応する信号ラインにワイアード
オア接続されている。

集積回路Ｚ３の出力端子PowerON／OFFのレ
ベルは光信号を受信する毎にフリツプフロツプＺ
４にセツトされ、この出力信号がデコーダＺ５の
ゲート入力端子Ｇ２に印加されるので、遠隔操作
が無効にセツトされると、デコーダＺ５は信号
（トランジスタがオン）を出力しない。

集積回路Ｚ６，Ｚ７およびＺ８は、プログラマ
ブルパルス発生器（諏訪精工舎製8640）である。
これらのパルス発生器は、概略でいうと、内部に
水晶発振器、プログラマブルデバイダ等を備えて
おり、CTL１〜CTL６が周波数設定端子、OUT
が出力端子、EXCは外部クロツクの入力端子で
ある。この例では、遠隔操作が有効な時に光信号
を受信すると、集積回路Ｚ６，Ｚ７およびＺ８の
リセツトを解除してパルス信号を出力する。

Ｚ８はリセツトが解除されると比較的周期の長
い定周期のパルス信号をＺ７の周波数制御端子
CTL２に印加する。またＺ３の出力端子P₃から
の信号がＺ６の周波数制御端子CTL１および
CTL３に印加される。この例では、制御パラメ
ータのUP／DOWNに応じて伝送コードを分類し
てあり、遠隔操作ボードのUP側のスイツチが操
作される場合とDOWN側のスイツチが操作され
る場合とで、集積回路Ｚ３の出力端子P₃に得ら
れる信号レベルが異なる。

したがつて、スイツチの種別（UP／DOWN）
に応じて集積回路Ｚ６の分周比が変わる。結果的
にいうと、この例では、UP側のパラメータ変更
指示又は一時停止指示があると、3.3KHzと1.75K
Hzの信号が所定時間毎に交互に現われ、DOWN
側のパラメータ変更指示があると、1.70KHzと
0.85KHzの信号が交互に現われる。この信号は、
集積回路Ｚ７の出力端子OUTから、論理ゲート
Ｇ５およびＧ４を介して集積回路Ｚ２に印加され
る。つまり、リモート操作ボードREMでスイツ
チ操作があると、そのスイツチに応じた信号が、
光信号として、リモコン用受信ユニツトSRUか
らリモート操作ボードREMに伝送される。

この光信号は、Ｚ１２で電気信号に変換され、
論理ゲートＧ１１，Ｇ９およびＧ１０を介して、
発光ダイオードＤ２およびスピーカSPを付勢す
る。したがつて、リモート操作ボードREM側で、
光と音で、遠隔操作が行なわれているかどうか、
UP／DOWNのどちらのスイツチを操作している
か等を確認できる。

第１６ａ図および第１６ｂ図に、マイクロコン
ピユータユニツトCPU１の概略動作を示す。第
１６ａ図がメインルーチンであり、第１６ｂ図は
割込み処理ルーチンである。第１６ａ図および第
１６ｂ図を参照して説明する。

電源がオンすると、まず出力ポートを初期レベ
ルにセツトし、読み書きメモリ（RAM）の内容
をクリアし、読み出し専用メモリ（ROM）の予
め格納してあるデータを読み出してパラメータに
初期値をセツトする。CPU１のパラメータとし
ては、右側正圧目標値P1、右側負圧目標値P2、
左側正圧目標値P3、左側負圧目標値P4等がある
が、この実施例では、圧力P1、P2、P3およびP4
の初期値を、それぞれ＋30、−30、＋100および−
50〔mmHg〕にセツトしてある。

またこの処理の後、割り込みを許可する。この
例では内部タイマによつて割込みが４ｍsecの周
期で周期的に発生するようになつている。割り込
み待ちをした後、圧力データのサンプリングを行
なう。

サンプリングした圧力データをチエツクし、異
常データの有無を判別する。すなわち、検出圧力
が目標値に対して異常に異なる場合には異常とみ
なす。なお、この実施例では圧力補償用の電磁弁
５３および５６を設けてあり、一時的に圧力が比
較的大きくなる可能性があるが、複数回のサンプ
リングを行なつて各々の圧力データを平均化する
ことで、これをマスクするようにしている。

万一、異常が発生すると、異常データを数値コ
ードデータに変換し、このデータと異常の発生し
た部分を示す異常表示データを表示ユニツト
DSPUに出力し、表示を行なう。

異常がなければ、読み書きメモリに格納してあ
る過去ｍ回の圧力データを平均化し、平均化した
データを数値コードに変換し、そのコードデータ
を表示ユニツトDSPUに送る。本体側操作ボード
MOB又はリモート操作ボードREMでキー操作が
ある場合には、操作されたキーに応じて、右側正
圧目標圧力P1、右側負圧目標圧力P2、左側正圧
目標圧力P3又は左側負圧目標圧力P4の値を所定
ステツプづつ更新する。ただし、上限と下限が設
定してあり、その範囲を越える圧力設定はできな
いようになつている。

第１６ｂ図の割込み処理を説明する。まず右側
人工心臓駆動系の正圧RPPをチエツクする。所
定圧P1よりも小さければ、圧力調整弁５１Ｒを
開にセツトし、それ以外であれば圧力調整弁５１
Ｒを閉にセツトする。次いで右側人工心臓駆動系
の負圧RNPをチエツクする。RNPの値（絶対
値）がP2よりも小さいと圧力調整弁５４Ｒを開
にセツトし、そうでなければ圧力調整弁５４Ｒを
閉にセツトする。続いて左側の正圧LPPおよび
負圧LNPを、それぞれＰ３およびＰ４と比較し
て、圧力調整弁５１Ｌおよび５４Ｌを開又は閉に
セツトする。すなわち、この実施例では目標圧力
よりも検出圧力（絶対値）が小さくなる場合にの
み圧力調整弁５１又は５４を開くようになつてい
る。

マイクロコンピユータユニツトCPU２の概略
動作を、第１７ａ図および第１７ｂ図に示す。第
１７ａ図がメインルーチンであり、第１７ｂ図が
割り込み処理ルーチンである。第１７ａ図および
第１７ｂ図を参照して説明する。

電源がオンすると、マイクロコンピユータ
CPU２は、出力ポートを初期レベルにセツトし、
読み書きメモリ（RAM）の内容をクリアし、読
み出し専用メモリ（ROM）に予め格納されてい
る値を読み出してパラメータに初期値をセツトす
る。CPU２のパラメータとしては、心拍数PR、
左側人工心臓のデユーテイDL、右側人工心臓の
デユーテイPR等があるが、この例では初期値は、
PRが100rpm、DLが45％（継続時間270ｍｓ）、
DRが55％（継続時間330ｍｓ）にそれぞれ設定
してある。

次いで、割込み待ち、操作ボードからのキー入
力チエツク、パラメータ表示等の処理を含む処理
ループを実行する。キー入力があれば、入力キー
の種別を判別し、パラメータ変更希望値の上限
値、下限値との比較、演算を行ない、変更したパ
ラメータと関連のあるパラメータの演算処理を行
なう。これらの処理は、各種サブルーチンを実行
しながら行なう。

割込み処理を説明する。カウンタCORおよび
COLの値は、割り込み処理を行なう度に１つず
つカウントアツプされる。また、カウント値が
PR（心拍数）によつて定まる時間のパラメータ）
になると、それぞれカウント値が０にクリアされ
る。カウンタCORの値が０になると、弁５２Ｒ，
５３Ｒおよび５５Ｒをそれぞれ開、開および閉
（正圧印加モード）にセツトする。カウンタCOR
の値が参照値Ref1（正圧補償電磁弁５３の開時間
を規制する値）になると、電磁弁５３Ｒを閉にセ
ツトする。カウンタCORの値がデユーテイパラ
メータの値DRになると、弁５５Ｒ，５６Ｒおよ
び５２Ｒをそれぞれ開、開および閉（負圧印加モ
ード）にセツトする。カウンタCORの値がRef2
（負圧補償用電磁弁５６の開時間を規制する値）
になると、電磁弁５６Ｒを閉にセツトする。この
処理の後、カウンタCORがカウントアツプされ
る。

同様に、カウンタCOLの値が０になると、弁
５２Ｌ，５３Ｌおよび５５Ｌをそれぞれ開、開お
よび閉（正圧印加モード）にセツトし、COLの
値が参照Ref1（正圧補償用電磁弁５３の開時間を
規制する値）になると、電磁弁５３Ｌを閉にセツ
トし、COLの値がデユーテイパラメータの値DL
になると、弁５５Ｌ，５６Ｌおよび５２Ｌをそれ
ぞれ開、開および閉（負圧印加モード）にセツト
し、COLの値がRef2（負圧補償用電磁弁５６の開
時間を規制する値）になると、電磁弁５６Ｌを閉
にセツトしてCOLをカウントアツプする。つま
り、第１９ａ図に示すように電磁弁５２，５３，
５５および５６が作動する。負圧から正圧への切
換の後、一時的に電磁弁５３を開き、正圧から負
圧への切換の後、一時的に電磁弁５６を開くよう
に制御しているので、圧力の立ち上がりおよび立
ち下がりが急俊になり、圧力波形は方形波にな
る。なお、圧力を正圧から負圧に切換る場合（立
ち下がり）の速度は人工心臓の駆動に大きな影響
を及ぼさないので電磁弁５６は省略してもよい。
また、第１７ａ図および第１７図には示してない
が、一時停止指示（Ｓ１又はＢ１がオン）がある
と、その指示がある間だけ電磁弁５２，５３，５
５および５６の駆動を停止する。

第１８ａ図および第１８ｂ図に、マイクロコン
ピユータユニツトCPU３の概略動作を示す。第
１８ａ図がメインルーチンであり、第１８ｂ図が
空気抜きサブルーチンのである。

まず第１８ａ図を参照して説明する。電源がオ
ンすると、メモリ、出力ポートの初期設定を行な
い、空気抜き指示（Ｓ１８がオン）があるかどう
かをチエツクし、指示があれば後述する空気抜き
サブルーチンを実行する。スイツチＳ１９の状態
をチエツクし、右側駆動系が補助心臓モードがバ
ルーンポンプモードかを判別する。

補助心臓モードの場合、圧力センサPS３とPS
４の出力信号PG１およびPG２を読む。PG１の
レベルがPG２よりも所定値Ref3だけ大きいと、
電磁弁５９を開にセツトして、ヘリウムタンク
HTAからヘリウムガスを流体アイソレータAGA
の２次側に供給する。減圧弁６１の出力には比較
的高い（例えば150mmHg）圧力が現われるので、
電磁弁５９を開くことによりAGAの２次側圧力
が上昇する。

PG１とPG２の差がRef3以下であれば、電磁
弁５９を閉にセツトする。また、PG２のレベル
がPG１よりもRef4以上大きいと、電磁弁５８を
開にセツトしてAGAの２次側圧力を低下させる。
PG１とPG２の差が所定以下であれば電磁弁５８
を閉にセツトする。

補助心臓モードの動作タイミングをを、第１９
ｃ図に示す。通常は、流体アイソレータAGAの
プレート８４，８５（およびダイアフラム８３）
がハウジング８１，８２又は規制部材６３に当た
ることなく、空気制御機構からの圧力変化に応じ
て振動している。この状態では、流体アイソレー
タAGAの１次側と２次側の圧力に大きな差は生
じない。

しかし、流体アイソレータAGAの２次側に流
体漏れ（ヘリウムガスが大気側に漏れる）が生じ
ると、２次側の圧力が低下し、プレート８４，８
５の振動位置は第６図における右側に移動する。
その移動が所定以上にあると、プレート８４がハ
ウジング８２に接触する。プレート８４がハウジ
ング８２に接触すると、液体アイソレータAGA
の２次側の流体圧はそれ以上上昇しないから、１
次側の圧力PG１と２次側の圧力PG２の間に差が
生ずる。

また電磁弁５９を開いた後でAGAの２次側圧
力PG２が大きくなり、プレート８４，８５の振
動位置は第６図における左側に移動して、それが
所定以上であるとプレート８５が規制部材６３又
はハウジング８１に接触し、PG1＜PG2になる。
したがつて、上記のようにPG１とPG２の差が所
定以下に維持されるように電磁弁５８および５９
を制御することにより、２次側圧力PG２を所定
範囲に維持して、プレート８４，８５の振動が停
止しないように駆動しうる。

スイツチＳ１９がバルーンポンプ側にセツトさ
れていると、バルーンモードになる。概略でいう
と、バルーンモードでは、２次側圧力のPG２の
みを監視し、プレート８４および８５のストロー
クがハウジング８２と規制部材６３とで規制され
る位置範囲で振動するように電磁弁５８，５９お
よびモータＭ１を制御する。

このモードでは、圧力PG２は第１９ｂ図に示
すような波形になる。すなわち、駆動圧力が負圧
から正圧に変化すると、PG１と等しい圧力がPG
２に現われて、プレート８４がハウジング８２に
接触したところで圧力が降下（飽和）する。また
駆動圧力が正圧から負圧に変化すると、PG１と
等しい圧力がPG２に現われて、プレート８５が
規制部材６３に接触したところで圧力が上昇（絶
対値は低下）（飽和）する。

第１８ａ図に戻つて説明すると、まずPG２の
上、下飽和圧力の差、すなわち第１９ｂ図の
PSTを求める。PSTはプレート８４，８５の移
動範囲（ストローク）に対応する。PSTがスト
ローク上限値よりも大きいと、モータＭ１を正転
駆動して規制部材６３を第６図における右側に駆
動し、PSTがストローク下限値よりも小さいと、
モータＭ１を逆転駆動して、規制部材６３を第６
図における左側に駆動する。このようにして、ま
ず最初にプレート８４，８５のストロークを所定
範囲内に調整する。

ストローク調整を行なうのには理由がある。す
なわち、１つは患者の区別（大人、小人等）によ
つてバルーンポンプの容量が異なるため、小容量
のバルーンポンプを駆動する場合にはストローク
を小さくして無駄な動作をなくし、バルーンポン
プを動かし易くするためであり、もう１つは、万
一バルーンポンプが破裂した場合のガス流出量を
小さく制限するためである。

次いで、負側の飽和圧力PG2L（絶対値）を予
め定めた上限値および下限値と比較する。PG２
Ｌが上限値よりも大きいと電磁弁５９を開にセツ
トし、上限値よりも小さければ電磁弁５９を閉に
セツトする。またPG２Ｌが下限値よりも小さけ
れば電磁弁５８を開にセツトし、下限値よりも大
きければ電磁弁５８を閉にセツトする。これによ
りPG２Ｌは上限値と下限値との間に維持され、
流体アイソレータAGAの２次側のヘリウムガス
量が大きく変化しないように制御される。

次に空気抜き動作を説明する。スイツチＳ１８
がオンにすると、空気抜きサブルーチンを実行す
る。第１８ｂ図を参照して説明する。この例で
は、まず電磁弁５７Ｒ，Ｌを開いて流体アイソレ
ータAGAの１次側を大気に開放する。次いで、
カウンタCOX（内部レジスタ）に所定値（この例
では１０）をセツトする。タイマにクリア＆スタ
ートし、電磁弁５８を閉、５９を開にそれぞれセ
ツトする。タイマがタイムオーバすると、タイマ
をクリア＆スタートした後、電磁体５８を開、５
９を閉にそれぞれセツトする。タイマがタイムオ
ーバすると、カウンタCOXをデクリメントし、
COXが０でなければ上記動作を繰り返す。

すなわち、タイマにセツトする所定時間毎に、
電磁弁５８および５９の開、閉および閉、開を繰
り返す。したがつて、流体アイソレータAGAの
２次側に正圧および負圧が交互に印加され、また
流体アイソレータAGAの１次側が大気圧である
から、プレート８４および８５が、ハウジング８
１，８２および規制部材６３が規制される２つの
位置の間を移動し、この結果AGA２次側の流路
内には大量の流体の出入りが生じ、この内部の流
体は徐々に空気からヘリウムガスに変わる。

したがつて、通常の室内でバルーンポンプ６０
Ｂのチユーブを駆動装置本体に取付けるような操
作を行なつても、簡単なスイツチ操作で、流体ア
イソレータAGAの２次側から空気を抜くことが
できる。

上記実施例においては、流体アイソレータ
AGAの２次側から空気を抜くために、AGAの１
次側に電磁弁５７を設けているが、空気圧制御機
構の電磁弁５２および５５に同期させて電磁弁５
８および５９を開閉制御すれば、電磁弁５７は不
要である。その場合の動作タイミングを第２０図
に示す。すなわち、電磁弁５２を開いてAGAの
１次側に正圧を印加するタイミングで電磁弁５８
を開いてプレート８４，８５を２次側に駆動し、
電磁弁５５を開いてAGAの１次側に負圧を印加
するタイミングで電磁弁５９を開いてプレート８
４，８５をAGAの２次側に駆動すればよい。

第２１ａ図および第２１ｂ図、ならびに第２２
ａ図および第２２ｂ図に、ビデオカメラに接続さ
れる光フアイバFB１と、照明灯に接続される光
フアイバFB２の取付位置を変更した実施例を示
す。

なお、実施例では人工心臓等をヘリウムガス駆
動する場合について説明したが、これに変えて例
えば炭酸ガスを用いてもよい。

［効果］以上のとおり、本発明によれば次の効果が得ら
れる。

＊第１番の発明： (1) 第１の圧力調整手段に正圧用圧力補償弁手段
を設けた点…駆動流体圧力の負圧から正圧への
切換わり時点において、供給可能な正圧流体量
が一時的に増大するので一時的な消費流量体の
増大に充分に適応でき、正圧調整系の圧力低下
は確実に防止され、しかも圧力調整された正圧
よりも高い圧力が正圧用圧力補償弁手段から供
給されるので、駆動圧力の負圧から正圧への切
換わりが急俊になる。従つて、その圧力によつ
て例えば人工心臓ポンプを駆動すれば、生体の
心臓の場合と似た流速及び流量の変化パターン
で血液を生体内に送り出すことができ、生体内
の血液循環を安全に行ないうる。勿論、バルー
ンポンプを駆動する場合でも、同様な効果が得
られる。

(2) 血液ポンプ駆動手段を設けて駆動系の流路を
一次側と二次側に分離し、二次側の空間にガス
を充填した点…血液ポンプの膨張／収縮の駆動
をヘリウムガスなどの生体に対して安全な流体
によつて行なうので、万一、血液ポンプに流体
漏れや破裂が生じても、空気の場合のように生
体内に血栓を生ずる危険がなく、生体にとつて
極めて安全である。また、一次側の空間は二次
側と分離されているので、一次側の空間には普
通の空気を通すことができる。血液ポンプの駆
動圧力を発生するためには、流体圧を正圧と負
圧に交互に切換える必要があるので、常時大量
の駆動流体を消費することになるが、その駆動
流体に空気が使用できるので、特別な流体を供
給／排気する設備（例えば大型のガスボンベや
ガスを供給するための配管設備）を設ける必要
がなく、一般の手術室や治療室でも人工心臓を
使用できる。

(3) ガス量調整弁手段を設けた点…駆動系の流路
二次側のガス量を一定量に維持するので、医療
ポンプの膨張／収縮の変化が、一次側の駆動圧
力の変化と対応し、オペレータは一次側の圧力
の設定だけで血液ポンプの膨張／収縮状態を制
御でき、取扱いが簡単である。

＊第２番の発明： (1) 第１の圧力調整手段に正圧用圧力補償弁手段
を設けた点…駆動流体圧力の負圧から正圧への
切換わり時点において、供給可能な正圧流体量
が一時的に増大するので一時的な消費流体量の
増大に充分に適応でき、正圧調整系の圧力低下
は確実に防止され、しかも圧力調整された正圧
よりも高い圧力が正圧用圧力補償弁手段から供
給されるので、駆動圧力の負圧から正圧への切
換わりが急俊になる。従つて、その圧力によつ
て例えば人工心臓ポンプを駆動すれば、生体の
心臓の場合と似た流速及び流量の変化パターン
で血液を生体内に送り出すことができ、生体内
の血液循環を安全に行ないうる。勿論、バルー
ンポンプを駆動する場合でも、同様な効果が得
られる。

(2) 第１の圧力調整手段に負圧用圧力補償弁手段
を設けた点…駆動流体圧力の正圧から負圧への
切換わり時点において、供給可能な負圧流体量
が一時的に増大するので一時的な消費流体量の
増大に述分に適応でき、負圧調整系の圧力低下
は確実に防止され、しかも圧力調整された負圧
よりも大きい圧力が負圧用圧力補償弁手段から
供給されるので、駆動圧力の正圧から負圧への
切換わりが急俊になる。従つて、その圧力によ
つて例えば人工心臓ポンプを駆動すれば、収縮
状態の血液ポンプサツクが膨張状態になるまで
に要する時間が短縮されるので、心拍周期が短
い場合でも、血液ポンプサツクが完全に膨張す
る前に収縮動作に移行する恐れはなく、血液ポ
ンプの送血量の低下は防止され、効率良く血液
を循環させうる。

(3) 血液ポンプ駆動手段に設けて駆動系の流路を
一次側と二次側に分離し、二次側の空間にガス
を充填した点…血液ポンプの膨張／収縮の駆動
をヘリウムガスなどの生体に対して安全な流体
によつて行なうので、万一、血液ポンプに流体
漏れや破裂が生じても、空気の場合のように生
体内に血栓を生じる危険がなく、生体にとつて
極めて安全である。また、一次側の空間は二次
側と分離されているので、一次側の空間には普
通の空気をを通すことができる。血液ポンプの
駆動圧力を発生するためには、流体圧を正圧と
負圧に交互に切換える必要があるので、常時大
量の駆動流体を消費することになるが、その駆
動流体に空気が使用できるので、特別な流体を
供給／排気する設備（例えば大型のガスボンベ
やガスを供給するための配管設備）を設ける必
要がなく、一般の手術室や治療室でも人工心臓
を使用できる。

(4) ガス量調整弁手段を設けた点…駆動系の流路
二次側のガス量を一定量に維持するので、血液
ポンプの膨張／収縮の変化が、一次側の駆動圧
力の変化と対応し、オペレータは一次側の圧力
の定だけで血液ポンプの膨張／収縮状態を制御
でき、取扱いが簡単である。

なお、実施例では、バルーンモードにおいて、
隔膜のストロークを規制する動作を行なつてお
り、これも膜の動きの立ち上がり、立ち下がりを
早くするのに効果がある。即ち、二次側の流体量
が一定であれば、血液ポンプに印加される二次側
の圧力PG２は隔膜ストロークによつて定まるの
で、ストロークを規制すれば、二次側の圧力PG
２の最大値は生体に必要とされる血圧と同等の値
に固定したまま、一次側の圧力PG１を大きくで
きる。一次側の圧力PG１を大きくすれば、駆動
力が大きくなり、膜の移動速度が速くなるので、
立ち上がりの所要時間が短縮される。しかし、実
施例で補助心臓モードとして説明したように、駆
動する血液ポンプの種類によつては、隔膜のスト
ロークを規制したくない場合もある。その場合に
は、隔膜の一次側の圧力PG１と、二次側の圧力
PG２とが略同一になるので、圧力PG２を生体に
適した大きさに維持しようとすれば、PG１をあ
まり大きくすることができず、隔膜の移動速度が
遅くなる。しかし本発明では、正圧用圧力補償弁
手段によつて、圧力の立ち上がりの時点だけ高い
補償圧力を印加して、隔膜の移動速度を速くする
ので、立ち上がり急俊になり、定常状態では補償
圧力は印加されないので、隔膜ストロークを規制
しなくとも、二次側の圧力PG２が異常に大きく
なる恐れはない。勿論、ストロークの規制を行な
う場合でも、立ち上がり時に圧力の補償を行なう
ことは、更に隔膜の移動速度を増大させることに
なり、非常に効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明を実施する一形式の人工心臓
駆動装置の本体を示す斜視図である。第２ａ図お
よび第２ｂ図は、それぞれリモート操作ボード
REMを示す平面図および正面図である。第３ａ
図は光フアイバFB１，FB２等を装着した人工心
臓６０Ｌを示す平面図、第３ｂ図は第３ａ図の
ｂ−ｂ線断面図である。第４図は、第１図に示
す装置のシステム構成を示すブロツク図である。
第５図は、第４図の流体駆動ユニツトFDUの構
成を示すブロツク図である。第６図は、第５図の
ガス駆動機構GDURBに備わつた流体アイソレー
タAGAの構成を示す縦断面図である。第７ａ図、
第７ｂ図、第７ｃ図および第７ｄ図は、それぞ
れ、実施例で使用した電磁弁の構成を示す平面
図、右側面図、左側面図および拡大縦断面図であ
る。第８図は、第４図の電子制御ユニツトECU
の構成を示すブロツク図である。第９図、第１０
図および第１１図は、それぞれ、第８図の制御ユ
ニツトCON１，CON２およびCON３の構成を示
すブロツク図である。第１２図は、第８図に示す
スコープ＆ランプ制御ユニツトSLCUの構成を示
すブロツク図である。第１３図は、第８図に示す
本体側操作ボードMOBの構成を示す電気回路図
である。第１４図は、第８図に示すリモコン用受
信ユニツトSRUの構成を示す電気回路図である。
第１５図は、リモート操作ボードREMの構成を
示す電気回路図である。第１６ａ図および第１６
ｂ図は、第９図のCPU１の概略動作を示すフロ
ーチヤートである。第１７ａ図および第１７ｂ図
は、第１０図のCPU２の概略動作を示すフロー
チヤートである。第１８ａ図および第１８ｂ図
は、第１１図のCPU３の概略動作を示すフロー
チヤートである。第１９ａ図、第１９ｂ図および
第１９ｃ図は、装置の動作タイミングを示す波形
図である。第２０図は、本発明の他の実施例にお
ける動作タイミングを示す波形図である。第２１
ａ図および第２１ｂ図は、一つの変形例における
人工心臓と光フアイバFB１，FB２との取付位置
を示す縦断面図および横断面図である。第２２ａ
図および第２２ｂ図は、もう１つの変形例におけ
る人工心臓と光フアイバFB１，FB２との取付位
置を示す縦断面図および横断面図である。１：人工心臓駆動装置、２ａ，２ｂ：チユー
ブ、５１：電磁弁（正圧調整弁手段、５２：電磁
弁（正圧切換弁手段）、５３：電磁弁（正圧用圧
力補償弁手段）、５４：電磁弁（負圧調整弁手
段）、５５：電磁弁（負圧切換弁手段）、５６：電
磁弁（負圧用圧力補償弁手段）、５７：電磁弁、
５８，５９：電磁弁（ガス量調整弁手段）、６０
Ｌ，６０Ｒ：人工心臓、６０Ｂ：大動脈内バルー
ンポンプ、７１：コンプレツサ（正圧源）、７
２：真空ポンプ（負圧源）、HTA：ヘリウムタ
ンク（ガス供給手段）、６１：減圧弁、AGA：流
体アイソレータ（血液ポンプ駆動手段）、PS１，
PS２，PS３：圧力センサ、PS４：圧力センサ
（圧力検出手段）、AC１：アキユムレータ（正圧
蓄圧タンク）、AC２：アキユムレータ（負圧蓄圧
タンク）、ECU：電子制御ユニツト（電子制御手
段）、Ｂ１０〜Ｂ１５：スイツチ（正負圧切換時
期設定手段）。

Claims

【特許請求の範囲】１正圧源、正圧蓄圧タンク、入力端が正圧源の
出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タンクの内空
間に開放された正圧調整弁手段、入力端が正圧蓄
圧タンクの内空間に開放された正圧切換弁手段、
負圧源、負圧蓄圧タンク、入力端が負圧源の出力
端に接続され出力端が負圧蓄圧タンクの内空間に
開放された負圧調整弁手段、入力端が負圧蓄圧タ
ンクの内空間に開放され出力端が正圧切換弁手段
の出力端に接続された負圧切換弁手段、及び出力
端が正圧切換弁手段及び負圧切換弁手段の出力端
に接続され入力端が正圧源の出力端に接続された
正圧用圧力補償弁手段、を備え正圧切換弁手段の
出力端をその出力端とする第１の圧力調整手段；印加圧力に応じて所定範囲で偏移する膜を介し
て入力端と出力端とを分離した血液ポンプ駆動手
段、血液ポンプ駆動手段の少なくとも出力側に配
置された圧力検出手段、ガス供給手段、及び血液
ポンプ駆動手段の出力側のガス量を調整するガス
量調整弁手段を備え、血液ポンプ駆動手段の入力
端が前記第１の圧力調整手段の出力端に接続され
血液ポンプ駆動手段の出力端が血液ポンプに接続
された第２の圧力調整手段；正負圧切換時期設定手段；及び目標ガス圧と前記圧力検出手段が出力する電気
信号とに応じて前記ガス量調整弁手段を開閉制御
し、前記正負圧切換時期設定手段により設定され
た正圧／負圧切換タイミングに同期して前記正圧
切換弁手段、負圧切換弁手段及び正圧用圧力補償
弁手段を開閉制御する、電子制御手段；を備える血液ポンプ駆動装置。２正圧源、正圧蓄圧タンク、入力端が正圧源の
出力端に接続され出力端が正圧蓄圧タンクの内空
間に開放された正圧調整弁手段、入力端が正圧蓄
圧タンクの内空間に開放された正圧切換弁手段、
負圧源、負圧蓄圧タンク、入力端が負圧源の出力
端に接続され出力端が負圧蓄圧タンクの内空間に
開放された負圧調整弁手段、入力端が負圧蓄圧タ
ンクの内空間に開放され出力端が正圧切換弁手段
の出力端に接続された負圧切換弁手段、出力端が
正圧切換弁手段及び負圧切換弁手段の出力端に接
続され入力端が正圧源の出力端に接続された正圧
用圧力補償弁手段、及び出力端が正圧切換弁手段
及び負圧切換弁手段の出力端に接続され入力端が
負圧源の出力端に接続された負圧用圧力補償弁手
段、を備え正圧切換弁手段の出力端をその出力端
とする第１の圧力調整手段；印加圧力に応じて所定範囲で偏移する膜を介し
て入力端と出力端とを分離した血液ポンプ駆動手
段、血液ポンプ駆動手段の少なくとも出力側に配
置された圧力検出手段、ガス供給手段、及び血液
ポンプ駆動手段の出力側のガス量を調整するガス
量調整弁手段を備え、血液ポンプ駆動手段の入力
端が前記第１の圧力調整手段の出力端に接続され
血液ポンプ駆動手段の出力端が血液ポンプに接続
された第２の圧力調整手段；正負圧切換時期設定手段；及び目標ガス圧と前記圧力検出手段が出力する電気
信号とに応じて前記ガス量調整弁手段を開閉制御
し、前記正負圧切換時期設定手段により設定され
た正圧／負圧切換タイミングに同期して前記正圧
切換弁手段、負圧切換弁手段、正圧用圧力補償弁
手段、及び負圧用圧力補償弁手段を開閉制御す
る、電子制御手段；を備える血液ポンプ駆動装置。