WO1997018843A1

WO1997018843A1 - Dispositif de commande pour appareils medicaux

Info

Publication number: WO1997018843A1
Application number: PCT/JP1996/003402
Authority: WO
Inventors: Shinichi Miyata
Original assignee: Nippon Zeon Co., Ltd.
Priority date: 1995-11-21
Filing date: 1996-11-20
Publication date: 1997-05-29
Also published as: US6082105A

Description

明細書医療機器用駆動装置技術分野

本発明は、陽圧と陰圧を交互に出力して人工心臓や大動脈内バル一

( I A B P ) などの医療機器を駆動する医療機器用駆動装置に関する背景技術

たとえば I A B P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、心臓の袖助治療を行う。バルーンを膨張 ·収縮させるための駆動装置として、特開昭 6 0 - 1 0 6 4 6 4号公報に示す駆動装置が知られている。

この公報に示す駆動装置は、一次配管系と、二次配管系とを有し、これら系を圧力伝達隔壁装置（一般的には、容量制限装置（V L D ) またはアイソレータと称する）により隔離し、一次配管系に生じる圧力変動を二次配管系に伝達し、二次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りつつ、低コストで圧力発生を行うためである。また、圧力源とバルーンとの問に圧力伝達隔壁装置を介在させることで、バルーンを膨張および収縮させる時に、過剰なガスがバルーン内に出入りすることを防止するためである。

ところで、このような I A B P用バルーンカテーテルでは、二次配管系に封入されるガスとして、質量が小さく応答性に優れたヘリゥムガスが好ましく用いられる。このヘリウムガスをバル一ン内および二次配管系に最初に充填する際には, バルーン内および二次配管系を減圧状態にしてから行う。すなわち、二次配管系の空気を抜いて減圧状態にしてから、ヘリウムガスなどの駆動用シャトルガスを封入する。このヘリウムガスの封入圧は、大気圧力の近傍（大気圧 + 1 0 mmH

一】一 g位までは使う）またはそれよりも低めであり、低めにすることで、バルーンの収縮の応^速度が上がり、心筋負^巾減効果や、 ^心拍数への追随性能も向上する。

従来では、 —一次配管系に陽 Π:と陰/ とを交 Uに ¾ ：させるために、一次配管系を圧ラインと陰圧ラインとで構成し、これらラインからの圧力を弁により切り換えて)上力伝達隔¾装置に伝達している。陽/土ラインには、（¾圧発牛-ポンプおよび陽圧タンクなどを設け、陰圧ラインには、陰圧発ポンプおよび陰 )_£タンクなどを設け、陽圧および陰圧を別々の圧力発装 fiで発生させている。

また、従来例に係る医^用駆動装として、たとえば、特開昭 60- 116366 公報に示されるものがある。この装置では、陽圧発生装； Sとして、コンプレッサを用い、陰圧発生装置としては、 ½空ポンプをそれそれ川い、それらの圧力允生装の出力端に開閉弁をつなぎ、 Λ開 I' 弁の出力端を人 r.心臓などに繋ぎ、その部分に発生する加減圧によって、人工心臓などを駆動する。

ところが、このような圧力発生装置を 2台も設けることは、消費力や重量の ^加の点からも好ましくない。そこで、特公平 3-28595号公報ゃ特公平 4- 61661号公報にも示されるように、）土力允牛.装を 1台とし、その流体入力端と出力端にそれそれ允生する陰圧と陽圧とを利川して、駆動を行う装置が究されている。しかし、どちらの装^でも、蜇を軽減するための構造としてはまずまずであるが、エネルギーの効率の点からは、 ^題がある。

たとえば前者の場合、設^された陽圧以上に陽圧タンクの LI:力が上がろうとすると、圧力発生手段の出力端に繋がれた電磁弁を用いて、陽圧を大気に逃がす構造にしてある。また、この前者の装置では、 :力を逃がし過ぎないため、陽圧夕ンクと該電磁弁との間に逆 It:弁が必 ¾となる。また、陰^の場合も、設定された陰圧以下に陰圧タンクの圧力が下がろうとすると、圧力発生 Γ-段の人力端を、同様に電磁弁を用いて大気に解放する。このため、陰 ίΠタンクと圧力発牛.手段との入力端の間にも、逆止弁が必須となる。もちろん、圧力設定を越えている状態でのエネルギー効率は、圧力発生手段であるポンプの人出力端を大気に解放しているので、大変悪くなることは自明である。

すなわち、この期間に作動するポンプは、駆動するための陽圧および陰圧の発生に何の寄与もしないことを意味する。この期間をできるだけ縮めるため、ポンプの出力の小さなものを用いると、たとえば、患者側の要【天!で心拍数が増えたときには十分な陽陰圧がられなくなってしまうという欠点がある。よって、必ず過剰な能力のボンブを用いて、その出力の -部を^てる必要が生じる。

また、後者の装においては、 [£力発生手段の！ ¾圧側と陽圧タンクとの問に切り替え弁を設ける。この切り替え弁は、陽タンク力が、設定 ίιΐ(に^るまでの期問、 LH力発生手段の陽圧側と陽圧タンクをつなぎ、 [¾圧タンクが、設定圧力に達したならば、圧力発生手段と陽圧タンクの接続を断つと同時に、圧力発生手段の陽圧側を大へ解放する。

陰圧側も同様に、圧力発生手段の隐 U:側と陰圧タンクとの問に切り替え弁を設ける。この切り替え弁は、 1 圧タンク圧力が、定 ίιなに至るまでの期、 U—:力発生 I ^段の陰 ) f.側と^圧タンクを繋ぎ、陰圧タンクが、設定圧力よりト—がつたならば、 Π:力発手段と陰圧タンクの接^を断つと^時に、カ発牛手段の ^圧側を大気へ解放する。

この装置においても、カ発生手段の -方もしくは両が人気解放された状態でのエネルギー効率が良くないことは、前者の装とく M様である。どちらの装置でも、駆動すべき対象が小さく、また、駆動すべき拍動数の周期が長い時にェネルギ一の効率が落ちる傾向にある。

これは、本来、少ない仕事しかしなくてよい ½に、エネルギーの効率が悪いことを意味する。また、エネルギー効率が悪く、消费逭力が大きいことは、せっかく ΙΪ.力発生手段であるポンプを 1台に削減しても、それに用いる電源容. が減らせないこととなる。

このことは、特に病院内および病院外への移動を伴うことが頻回におこる本機器のような用途の場合、内蔵電源容量の増加につながり好ましくない。

これら 2装 ff?と同様な欠点をもつ装置として、さらに、特^平 5-261148号公報に示す装置などもある。この装置においても、圧力発生装置からの出力を捨てることが示されており、エネルギー効率に劣ることが明らかである。

医療用駆動装置において、特に人工心臓や大動脈内バルーンなどの駆動装では、軽量化や部品点数の削滅による信頼性向上のために、圧力発生手段、すなわち、ポンプを 2台から 1台に減らせることの利点は大きい。

しカゝし、これらの装蹬では、出力端に加えられる陽圧と陰 I上の値がある範 HI内でなければならない制限があるため、従来は、大きめのポンプを用いて発：する陽 i ·:力および陰圧力の- -部を大気に捨てながら、低めのエネルギー効率で満足しなければならなかった。

また、たとえば従来例に係る I A B P用バル一ンカテーテルの駆動装置では、前述したように、 —：次配笤系にヘリウムガスなどのシャトルガスを充填する前に、二次配管系およびバルーン内の空を排出する必要がある。そのため、その^ ¾ 排出用としてさらに別途ポンプを駆動 ¾置に設ける必要があつた。

この点でも、駆動装置が大型になり、軽鼂化ゃ部品点数の削減の妨げになっていた。

ところで、このような I A B P用駆動装置あるいは補助人工心臓 ( A H ) などのため医 ^機器用駆動装 ftでは、様々な状況下でバルーン膜やシステムの運転に伴う異; Τίを早く検知するために、警報を各種備えている。しかし、たとえばヘリゥムの補充頻度から、バルーン股の微少なビンホールを発兌するためには、その時点の運状況のみ成らず、過去数十時間のデータ、特に、正常な運転状況および警報発 ½後の情報が必要となる。部の駆動装置（たとえば Kontron ネ1:の KA AT) では、報が発生する度に、プリンターに血圧変動、心 ΐίΐ^！、バルーン駆動波形および ¾報発生理由などが出力される。

しかしながら、この稗の駆動装置では、患者の容態が悪く、心^に乱れがある場合などの場合に、いたずらに多量の出力紙を消することになる。

そこで、このような医療機器用駆動装置にパラレルィン夕一フェースなどを介してパーソナルコンピュータを接続し、駆動装置の運 fe状況などのデータをパ一ソナルコンピュータに送ることが考えられる。

しかしながら、一般的に用いられるパーソナルコンピュータなどの ¾源部は、医療用途に用いられる機器として十分な絶緑性を冇しておらず、このような機器を、心電入力部を持つ駆動装置と直接に接続することは、患漏れ電流の増大を招くおそれがある。したがって、パーソナルコンピュータとのインターフェースは、光結合などを用いて絶緑する必要がある。この時に、多チャンネルを用いるパラレルイン夕一フェースは、コストおよび取扱の点で好ましくない。よって、 ¾状では、シリアルインターフェ一スを用いてパーソナルコンピュー夕と接続することが試みられている。

しかしながら、駆動装置の運 fc状況などのデータを転送し、パーソナルコンビユー夕で解析したい場合とは、患への影響が懸念されるような状況下で行われ、刻も ¥く過去の駆動デ一夕などを転送し、パーソナルコンピュータで過去の駆動データの解析を行う必要がある。パーソナルコンピュ一夕とのインターフエ一スとして、シリアルインターフェースを用いたのでは、駆動装のメモリに蓄積されたデ一夕景にもよる力;、数卜分を要する。パラレルインターフェースを用いた¾合には、デ一タ転送の速度を向上させることができるが、前述したように、パーソナルコンピュータとの絶縁性を得るための構造及びコストが問題となる。発明の開示本発明の第 1 目的は、 1台のポンプの人出力端に発生する陽 ίϋおよび圧を所 ^範 flに保ちながらエネルギー効率を上げることができる卜療機器用駆動装置を提供することである。

本発明の^ 2の LI的は、装 Hの小型化、軽鼂化および部品点数の削滅を図り、信頼性を向 Lさせた医療機器用駆動装^を提供することである。

本発明の第 3の目的は、医療機器用駆動装置の絶 5性を保持しつつ、この駆動装置に蓄稻されたデ一夕を、パーソナルコンピュータなどで瞬時に解析することができる医¾機器用駆動装置を提供することである。

(本発明の第 1の観点に係る医療機器用駆動装置）

上記第 1の目的を達成するために、本発明の第 1の鋭点に係る医^機器用駆動装置は、陽圧と [¾圧を同時に発生する圧力発手段と、該圧カ発生手段の (¾圧出力端に接続された第 1圧力タンクと、該第 1圧力タンク内の圧力を検出する第 1 圧力検出手段と、該第 1圧力タンクまたはその第 1圧力タンクの前後の配管に一方の人力端が接^され、もう- -方の出力端が大気解放された第 1開閉弁と、該圧力発牛-手段の陰出力端に接続された第 2圧力タンクと、該第 2圧力タンクの圧力を検出する第 2 /十:力検出手段と、該第 2 力タンクまたはその第 2 a:力タンクの f¾後の ffi管に一方の入力端が接続され、もう一；/ jの出力端が人気解放された第 2 ^閉弁と、 I 記第 1圧力タンクと第 2 /Έ力タンクとに接され、第 1圧力夕ンクの il:力と、第 2圧力タンクの圧力とを切り替えて、出力端に出力する圧力切え手段と、前記第 1圧力検出手段の検出値を、第 1 定圧力 I：に等しいか大きくなるように、また、 ¾記第 2圧力検出手段の検出値を、第 2設定圧力に等しいか小さくなるように、前記笫 1および第 2開閉弁を制御する制御手段とを有する。本発明に係る療機器坩駆動装 ΙΤίにおいて、前記制御チ段が、前,记第 1圧力検出手段の検出値と、前記第 2圧力検出手段の検出との術 f均値を求め、該算術均値が設定平均^よりも大きい時には、任 ¾の設定時問だけ前記 1 閉弁を問け、該設平均 Wよりも小さい時は、別の仟意の定 ½間だけ前記 ¾ 2 ^閉弁を開けるように、前記^ 1開閉弁と第 2 閉弁とを制御することが好ましい。本発明に係る医療機器用駆動装置において、記制御手段が、 ^記第 1圧力検出手段の検出値と、前記第 2压カ検出手段の検出値との検出^圧を求め、該検出差圧が、設^差圧よりも大きい時には、 f.力発 ' 手段の出力を減らす方向に制御し、また、亥設定差圧よりも小さい時には、該^力発手段の出力を堦やす方向に制御することが好ましい。

本発明に係る医療機器用駆動装置は、たとえば人工心臓あるいは大動脈内バルーンなどのように、陽圧と陰とを下 Lに必要とする医癍機器を駆動するための装^である。

本発明では、人工心臓の場台には、陽陰 I上を発 _する手段として用いるポンプ、陽圧タンク、陰圧タンク、陽陰圧切り替え機構、出力端からのチューブおよび血液ポンプブラダ一周辺までをガス閉鎖 Μ路として扱う。また、大動脈内バルーンの場合は、陽陰圧を発生する手段として用いるポンプ、陽圧タンク、陰圧タンク、陽陰圧切り替え機構、ヘリウムまたは Κ酸ガス駆動のための隔壁までを、ガス閉鎖回路として扱う。

同閉鎖回路の中を流れる流体ガスとしては、通常、空を用いる。 ¾気などの圧縮性ガスは、ポンプ内での非可逆圧縮課程で発熱し、陰/ Έタンクから切り替え機構を通ってガスの非可逆膨張する課程では吸熱する。また、ポンプ内での機械的ロスによっても発熱があり、その伝熱に伴ってもガスの温度変化が起こる。このようなことから、閉鎖问路を全に閉じたままにすると、陽圧または陰圧のどちらかが足りなくなってしまうことが予想される。たとえば、系内のガス温度が上がると、陽圧はくなりすぎ、かつ陰圧も大 f£に近づいてしまう。

このようなことを避けるため、閉銷问路系内から、ガスを- -部大¾中に逃がしてしまえば良い。系から逃がす ¾所としては、大気よりいつも圧力が^い場所であれば良く、たとえば陽圧タンクやその前後の配管であれば良い。逃がす力-法としては、電磁弁の片側を大気解放して、もう一を前記ポイント（系から逃がす場所）につなぎ、任意の設定時問、開くことを繰り返せば良い。

系内のガスの温度が運転条件により下がれば、逆のことが起こる。また、ガス温度の変化のみならず、 -部配管に翻れなどがある時、系内ガスの過不足が発生する。たとえば、圧力が大気/: i:より低い配管に漏れがあれば、系内ガスは過剰になり、また、圧力がい配管に漏れがあれば、系内ガスは不足する。

系内にガスを補う方法としては、大気圧よりもいつも圧力が低い場所と人気をつなげれば良い。補う方法としては、電磁弁の片側を大 ΐ解放として、陰圧タンクもしくはその前後に該電磁弁の反対側をつなぐ。該電磁弁を仟； Sの設定時問、開くことを繰り返せば良い。

制御手段では、各タンク圧力の設定値と各タンクの圧力の^際の値（検出値）の算術平均を求め、その^術平均値が設定侦の中間値（設定 f均 ί ) より大きい時は、ガスを逃がすようにし、その逆のときは、ガスを補う。

ただし、この制御では、検出压力の中心値（算術、均値）は、ほぼ一定となるが、陽圧タンク圧力および陰圧タンク圧力が両方同時に、その絶対値が、設値より大きい時には、目標設定値に迪り着けない。

このような時、圧力発生手段であるポンプの駆動条件を変えることにより、検出圧力を設定圧力に到達させることができる。

ポンプの駆動条件は、陽 -設定値と陰圧設定値の差（設定差圧）と、陽圧タンク圧力と陰圧タンク圧力の差（検出差圧）とを比較して、設定値よりも検出値が大きければ、ポンプの出力を下げる方向に制御し、逆であれば、出力を上げるカ- ^に制御する。

U体的な制御の方法としては、 A C誘導モー夕を用いたロータリーポンプゃダィャフラムポンプやビストンポンプなどであれば、 A C誘導モータに与える ¾源 ^波数および電源電圧幅を下げて、ポンプの出力を下げる。冏じく A C ffi源を用いるリニアビス卜ン型ポンプでも、 ^源周波数および^源 ¾圧振幅をドげてポンプの出力を下げる。サーボモータ一を用いたロータリ一ポンプやダイヤフラムポンプゃビス卜ンポンプなどであれば、目標回転数を上げたり下げたりして制御すれば良い。さらに、 D Cモ一夕一を用いたポンプであれば、モータ一への電源の P WM (Pul se Wi dth Modulati on) 制御や、励起^ ί /電流を上下することによってポンプ出力を上げ卜-げすればよい。

¾圧タンクおよび陰圧夕ンクの検 iiiした圧力の術平均値を求め、さらにその ^術平均 ίιί'ίが、ある任意の範囲内で -定になるように制御する場合、必ずしも毎扪毎に、 ^磁弁を開く必要が生じない。すなわち、本発明では、圧力発生手段であるポンプが、入力されたエネルギーを用いて系内ガス流体に仕节をした結- である両蓄圧タンク内の陽隍圧を、大気に解放して捨ててしまうことが、基本的になくすことができる。

従来例に係る装では、いずれも、 Ρ 圧タンクおよび陰 Γ タンクが、設定圧力を越える状態になると、ポンプを各タンクより切り離し、ポンプを駆動したまま、その入力または、出力を大気に解放して、ポンプがガス流体にしている仕事を捨てている。このことから、エネルギー効率が上げられない。

本発明では、ポンプ出力を上げ下げすることによって、ポンプ出力を大^中に捨てないようにしており、よりエネルギ一効率が上げられる。

換言すれば、閉鎖回路系を流れるガスの出入りを最小限に留め、なおかつ、外部に捨てられてしまう让事をほとんどなくすことができる。また、ポンプの出力を抑えることで消費電力を低減し、エネルギー効率を高めている。

(本発明の第 2の観点に係る医療機器用駆動装

上記第 2の Π的を违成するために、本允明の第 2の観点に係る医療機器用駆動装置は、陽圧と^圧を同時に発生する一次側圧力発生手段と、

-次側/ 力発生手段の陽出力端に接続される陽圧ライン、および前 - 次側力発 ΐ手段の陰 ΓΙ^:-出力端に接続される陰圧ラインとを持つ ·次配系と、前一次側圧力 ¾生 ΐ段で発生された陽圧と陰とが ϊ¾ >id一次配 ί系を通して交互に導入される第 1室と、この第 1室と^密隔離され、第 1 ¾の圧力の少なくとも -部が伝達される第 2宰とが形成された圧力達隔¾手段から成る一-次側圧カ究生段と、

ι¾記 2室に連通し、膨張および収縮駆動される被駆動機器に速通する二次配管系と、

ί¾記 ―-次配管系と前一次 ffi管系の! ¾圧側ラィンとを遮断可能に迚通するガス ίΚ換) H配^系と、

前記ガス置換用配管系の途中に設けられ、前一-次配^系と前記一次配管系の圧側ラインとの連通および遮断を制御する弁手段と、を冇する。

本発明において、前記ガス St換用配管系の途中には、この配管系を流通するガスに含まれる液体を除去する液体除去手段が装着してあることが好ましい。前記液体除去手段には、己--次配 Γί系の陽 -ラインからの陽圧力が適 ϊΊ:印加可能に構成してあり、この陽圧力により液体の除ぶを強制的にわせるように構成してあることがさらに奵ましい。

本発明において、 ΓΕ力発生-亍段としては、特に限定されず、ダイヤフラムポンプ、ピストンポンプ、リニア一ピストンポンプ、ロータリ一ベ一ンポンプなどを用いることができるが、低流] Λ時に高ゃ：度が^られるダイヤフラムポンプ、ピス卜ンポンプが好ましい。

本発明において、一次配管系または二次配管系とは、チューブやホースなども含む概念で用い、さらに、これらチューブなどに接続されたタンクなどもむ概念で用いる。

本発明に係る医療機器用駆動装置では、単 -の£カ¾生手段（ポンプなど）により、陽圧ラインに印加される陽圧と、陰圧ラインに印加される陰圧とを発生させると共に、二次配管系へのシャトルガスの充境時前に行われる二次配管系内のガスの排出までも行う。このため、装置の小型化、軽量化および部品点数の削減をることができる。部品点数の削减により、装置の信頼性も向上する。

本発明において、ガス置換用配管系の途中に、この配管系を流通するガスに含まれる液体を除去する液体除去手段が装着してある場合には、一-次配管系内のガスをシャトルガスと置換するために、真空引きする際に、圧力発生^段としてのポンプおよびそれに接続してある一次配管系に水分が入り込むおそれを抑制することができる。 --次配管系およびポンプ内に水分が人り込むと、ポンプが過負?¾ で運転不能になるおそれがあるからである。

また、本発明において、液体除去手段としては、特に限定されないが、 ^純な排水ドレインを有するウォー夕トラップ（水分離器）、吸況忤のある乾燥剤等を例示することができる。 -中-純な排水ドレインを有するウォータトラップでは、一 - 次¾^系の陽圧ラインからの陽圧力を適印加能に構成すれば、この陽圧力により液体の除去を強制的に行わせることもできる。乂、配管中の _部に乾燥剤や吸水性ポリマー等をき、水をとらえ、 -次配系への水分の侵入を防ぐことも【能である。但し、これらの吸水物質を適宜交換する必要がある。

本発明において、一次 ffi : 系の流体ガスとしては、通常、空 ¾を Mjいる。気などの圧縮性ガスは、ポンプ内での非可逆圧縮過程で発熱し、陰圧夕ンクから切り替え機構を通ってガスの非可逆膨張する過程では吸熱する。また、ポンプ内での機械的ロスによっても発熱があり、その伝熱に ifつてもガスの度変化が起こる。

このようなことから、 1¾銷回路を完全に閉じたままにすると、陽 IEまたは陰圧のどちらかが足りなくなってしまうことが予想される。たとえば、系内のガス温度が上がると、陽圧は高くなりすぎ、かつ陰圧も大気圧に近づいてしまう。

このようなことを避けるため、閉鎖 I口：]路系内から、ガスを一部大¾中に逃がしてしまえば良い。系から逃がす場所としては、大気圧よりいつも圧力が高い場所であれば良く、たとえば陽圧タンクやその前後の配であれば] ¾い。逃がす方法としては、電磁弁の片側を大気解放して、もう -方を前記ポイント（系から逃がす場所）につなぎ、任 ¾の設定時間、開くことを繰り返せば良い。

系内のガスの温度が運転条件により下がれば、逆のことが起こる。また、ガス温度の変化のみならず、一部配管に漏れなどがある時、系内ガスの過不足が発生する。たとえば、圧力が大気圧より低い配管に翻れがあれば、系内ガスは過剰に、また、圧力がい ffi管にれがあれば、系内ガスは不足する。

系内にガスを補う方法としては、大 ¾圧よりもいつも圧力が低い場所と大をつなげれば良い。補う方法としては、電磁弁の片側を大気解放として、 Pさ圧夕ンクもしくはその前後に該電磁弁の反対側をつなぐ。該電磁弁を任意の設定時間、開くことを繰り返せば良い。

本発明において、二次 &1管系内に封人されるシャトルガスとしては、特に限定されないが、質 _ が小さく流通抵抗の少ないヘリゥムガスなどを用いる。

(木発明の第 3の鋭点に係る医療機器 ffl駆動装）

に記第 3の的を達成するために、本発明の第 3の観点に係る医療機器用駆動装^は、患^の体に ϋ 接に接触される医療機器を駆動するための医^機器用駆動装^であって、前記駆動装^の駆動状況を監視する駆動状況監視手段と、前記駆動状況監視手段で監視された駆動状況のデータが記憶され、着脱可能に装着されたデータ記憶媒体とを冇する。

前,;己駆動状況監視 Γ·段は、前記駆動装^の駆動状況を、所定時間問隔に、所定時問サンプリングし、その駆動状況のデータを Γι;ΐ記デ一夕記 t 媒体に時系列的に記憶し、 ¾該データ記憶媒体の記憶容が満杯になった場^には、も^いデ —タの上に . ねて記憶するように構成してあることが好ましい。

n¾記駆動状況監視手段は、前記データ記憶媒体が前駆動装; から取り外される予定の号を受信した場合には、前記デ一夕記憶媒体とのデータ送受信を停止し、その他の内部 3己憶媒体にデ一夕を記憶するように構成してあることが好ましい。

前記駆動状況監視手段は、駆動装置の制御を行う屮央½報処理装置（C P U ) などで構成される。駆動状況監視手段は、たとえば数分〜 1 0数分程度の間隔で、数秒〜数十秒問づっサンプリングして駆動装置の駆動状況（駆動装置の駆動に必要な患者の血圧変動データ、心電波形データを含む）を監視し、その結果をデー夕記憶媒体に記憶することが好ましい。また、アラーム発生時には、その前後の数秒間の駆動波形、アラーム発生要因などをデ一夕 ¾憶媒体に記憶することが好ましい。

前データ記 :媒体としては、装 fi:本体から取り出された後も憶を保持し続けるものであれば特に限定されず、たとえば耐衝撃防護処置が成された磁気記憶装置類、？ί換え "J能光ディスク、メモリカードが例示される。屮でも、コスト的およびポータビリティの鋭点からは、メモリカードが特に好ましい。メモリ力一ドは、たとえば P C M C I A規格などの規格に統一され、また、最近の携帯パ

—ソナルコンピュータには、メモリ力一ドのためのィン夕一フェースが標準的に装備されている。したがって、療機器用駆動装 Eが設置されている現場に、数 k g以下の携帯型パーソナルコンピュータを持って行き、それを駆動装置に接続することなく、駆動装^からメモリカードを抜取り、パーソナルコンピュータにし込めば、駆動装 aの過の駆動状況を ^ .く解析することができる。

木発明に係る駆動装置では、この駆動装の駆動状況を解析するために、駆動装^に直接パーソナルコンピュータを接^しないので、パ一ソ十ルコンピュータから患者側への漏洩電流のおそれは^くない。また、近くに駆動 ¾置の駆動状況を解析できる人がいない ¾合において、駆動装の駆動状況を解析するためには、そのデータ記憶媒体の内容を解析できる人に郵送したり、公衆冋線などを通じてデータ記憶媒体のデータ内容を公知のモデム装置等を川いて送信すれば良い _c また、データ媒体としてメモリカードを用いた場 f には、他の内部メモリ一（ 'l定）と共に、駆動装 ί を制御する中央 ½報処理装置 ( C P U ) のメモリー空間の- 部としてデ一夕のアクセスができるので、駆動装^側で特別なィンタ一フェースを設ける必要もなく便利である。

なお、メモリーの -種として、 ¾き換え消去可能な E ² P R O Mやフラッシュメモリ一では、 1 7ワードのデータの書き込みのために、数/ s〜数 m sの時間を要するが、バッテリーバックアップされた R A Mの場 fTには、込時間が数十〜数で i n sと高速であるため、特に好ましい。即ち、ノソテリーバックアップされた R A Mの場合には、デ一夕を変数群として、メモリ一内に格納すれば^く、プ C1グラムヒで特別な書き込み手順を必要としない。

また、データ記憶媒体の記憶鼂以に、デ一夕を^き込む必要がある場合には、記憶方式として、いわゆるリングバッファ構造を採用し、占いデータのヒから順次データを時系列的に，き込むことが好ましい。その結果、データ記憶媒体には、常に最新のデータが記憶できるようにしておくことができる。

データ記惊媒体へのデータ書き込み ¾中に、記憶媒体が抜き取られると、駆動装置の C P Uに悪影を与えたり、又、記憶されたデータの一部が破損されるおそれがある。そこで、本発明では、駆動装に接触式あるいは非接触式の抜取り予スィツチを設け、そのスィヅチからの抜取り告号が C P Uへ入力した場合には、前, kiデータ記惊媒体とのデータ送受 ir を停止し、その他の内部記憶媒体にデータを ¾憶するように構成することが好ましい。なお、データ記憶媒体として、 P C M C I A ( R e l e a s e 2 . 1 ) 規格のメモリ力一ドを用いる場合には、電源接続状態のコネクタからカードを抜き差しする、いわゆる活線抜き差しが許容されており、ハ一ドウヱァ上の問題を生じない。

また、データ記憶媒体に ^tfi:されるデータとしては、特に限定されず、駆動状況データ以外のデ一夕も^惊するようにしても良い。駆動装置が、たとえば I A B P用駆動装 [Κである場合には、デ一夕記憶媒体に記憶されるデータとしては、血圧、心' 図またはバルーン駆動圧の波形デ一夕やアラームデータに限らず、駆動装^の運転時間、力切り替え用 ¾磁弁またはガス補充用 ¾磁弁の駆動回数、バッテリ一の充放電回数、陽陰圧ポンプの運転時問、各部の' 源電圧、駆動装置の筐体内の温度などのデータ（保守に用いるデータを含む）などを例示することができる。

データ記憶媒体に保守データをも iki憶しておくことにより、駆動装置の保守点検が容易になる。すなわち、駆動装 Kの ®体を問けることなく、メモリカードを取り出し、駆動装置の保守業者へ送るのみで、必要な保'、の判断を仰ぐことができる。図面の簡単な説明

以下、本発明を具体的な実施形態に基づき説明する。ここで、

図 1は本発明の一実施形態に係る医療機器用駆動装置の概略構成図、

M 2 Aは各圧力タンクの内圧変化を示すグラフ、

図 2 Bはバルーン側の圧力変化を示すグラフ、図 2 Cはバルーンの容積変化を示すグラフ、

図 3は圧力伝達隔壁装置の一例を示す要部断面図、

図 4はバルーンカテーテルの一例を示す概略断面図、

図 5はバルーンカテーテルの使用例を示す概略図、

図 6は制御手段の制御フ口一を示すフロ一チヤ一卜図、

図 7は本発明の第 2実施形態に係る医^機器用駆動装置の概略構成図、図 8は本発明の第 3実施態様に係る医療機器用駆動装置の概略構成図、図 9は本発明の第 4実施形態に係る I A B P用駆動装^に装着された駆動状況監視手段とデータ記憶媒体との関係をす概略図、

図 1 0は駆動状況監視手段の作用を示すフローチャート図である。発明を実施するための最良の態様

以下、本発明を図面に示す実施形態に基づき詳細に説明する。

(第 1実施形態）

図 1にす実施形態に係る駆動装は、 I A B P用バルーンカテーテル 2 0のバルーン 2 2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機器駆動装置について説明するに先立ち、まず I A B P用バルーンカテーテル 2 0について説明する。

図 4に示すように、 I A B P用バル一ンカテーテル 2 0は、心臓の拍動に合わせて拡張および収縮するバル一ン 2 2を有する。バルーン 2 2は、膜厚約 1 0 0 ~ 1 5 0 m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、多角筒形状であつても良い。

I A B P用バルーン 2 2は耐屈曲疲労特性に優れた材質で構成される。バル一ン 2 2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决定される。バルーン 2 2は、通常、その内容積が 3 0〜 5 0 c cであり、外径が拡張時 1 4〜 1 6 mmであり、 Sさが 2 1 0〜2 7 0 mmである。

このバル一ン 2 2の遠位端は、短チューブ 2 5を介してまたは直接に内管 3 0 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 2 7などの造影マ一力一を介してまたは直接に、カテーテル管 2 4の遠位端に接合してある。このカテーテル管 2 4 の内部に形成された第 1のルーメンを通じて、バルーン 2 2内に、圧力流体が導入または導出され、バルーン 2 2が拡張または収縮するようになっている。バル —ン 2 2とカテーテル管 2 4との接合は熱融养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。

内管 3 0の遠位端はカテーテル管 2 4の遠位端より遠力へ突き出ている。内管 3 0はバルーン 2 2およびカテーテル管 2 4の内部を軸方向に挿通されている。内管 3 0の近位端は分岐部 2 6の第 2ポート 3 2に連通するようになっている。内管 3 0の内部には、バル一ン 2 2の内部およびカテーテル f 2 4内に形成された第 1のル一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 3 0は、遠位端の開口端 2 3で取り入れた血圧を分岐部 2 6の第 2ポート 3 2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。

バルーンカテーテル 2 0を動脈内に挿入する際に、バルーン 2 2内に位置する内管 3 0の第 2ルーメンはバル一ン 2 2を都合^く動脈内に差し込むためのガイドワイャ一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 2 2は内管 3 0の外周に折り ®んで卷回される。図 4に示す内 ? 3 0は、たとえばカテーテル管 2 4と同様な材質で構成される。内管 3 0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◦ . 1 5 〜 1 . 5腿、好ましくは 0 . 5 〜 1 瞧である。この内管 3 0の肉厚は、 0 . 1 〜 0 . 4蘭が好ましい。内管 3 0の全長は、血管内に挿入されるバル —ンカテーテル 2 0の軸方向長さなどに応じて决定され、特に限定されないが、たとえば 5 0 0 〜 1 2 0 0腿、好ましくは 7 0 0 〜 1 0 0 0 mm程度である。カテーテル管 2 4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 2 4の内径は、好ましくは 1 . 5 〜 4 . 0醒であり、カテ一テル管 2 4の肉厚は、好ましくは 0 . 0 5 〜 0 . 4 mmである。カテーテル管 2 4 の長さは、好ましくは 3 0 0 〜 8 0 0腿程度である。

カテーテル管 ₂ 4の近位端には患者の体外に設置される分岐部 2 6が連結してある。分岐部 2 6はカテーテル管 2 4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 2 6にはカテーテル管 2 4内の第 1のルーメンぉよびバルーン 2 2内に圧力流体を導入または導出するための第 1ポート 2 8と、内管 3 0の第 2ル一メン内に連通する第 2ポ一ト 3 2とが形成してある。

第 1ポート 2 8は、たとえば図 5にすポンプ装置 9に接続され、このポンプ装 S 9により流体圧がバルーン 2 2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、ボンブ装^ 9の駆動に応じて素早くバルーン 2 2が拡張または収縮するように、粘性および ^量の小さいヘリウムガスなどが用いられる。

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。

4に示す第 2ボート 3 2は、図 5にす血圧測定装置 2 9に接続され、バル —ン 2 2の遠位端の開口端 2 3から取り入れた動脈内の血 Π;の変動を測定可能になっている。この血圧測定装置 2 9で測定した血圧の変動に基づき、図 5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 2 2を拡張および収縮させるようになつている。

I A B P用バルーンカテーテル 2 0では、前述したように、バルーン 2 2内に導入および導出する流体として、より高速にバルーンの膨張及び収縮を行なわせるため、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 £ および陰圧を直接ポンプゃコンプレッサなどで作り出すことはシール部分からの洩れ等によりヘリゥムガスが失われることを考えると経済的でないことから、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 2 2内に連通する二次配管系 1 8と、圧力発生手段としてのポンプ 4に連通する一次配管系 1 7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 4 0は、たとえば図 3に示すように、ダイヤフラム 5 2により ¾密に仕切られた第 1宰 4 6と第 2 室 4 8とを有する。

第 1室 4 6は、ポート 4 2を通じて図 1に示す一次配管系 1 7に連通している。第 2室 4 8は、ポート 4 4を通じて二次配管系 1 8に連通している。第 1室 4 6 と第 2室 4 8とは、流体の連通は遮断されているが、第 1室 4 6の圧力変化（容積変化）が、ダイヤフラム 5 2の変位により、第 2室 4 8の圧力変化（容積変化）として伝達するようになっている。このような構造を採用することにより、一次配管系 1 7と二次配管系 1 8とを連通させることなく、一次配管系 1 7の圧力変動を二次配管系 1 8に伝達することができる。

本突施形態では、 --次配管系 1 Ίの内部流体を空気とし、二次配管系 1 8の内部流体をヘリゥムガスとしている。

図 1に示すように、一次配管系 1 7には、圧力発生手段として、単一のポンプ 4が配置してある。ポンプ 4の陽圧出力端に陽圧タンクとしての第 1圧力タンク 2が接してある。また、ポンプ 4の 1¾圧出力端に陰圧タンクとしての第 2圧力タンク 3が接続してある。

第 1圧力タンク 2および第 2圧力タンク 3には、それそ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 f してある。圧力センサ 5， 6で検出された圧力 ί^'号は、図 1に示す制御手段 1 0へ人力するようになっている。各圧力タンク 2 , 3には、それそれ第 1電磁弁 7および第 2電磁弁 8の ¾人力端が接続してある。これら電磁弁 7 , 8の出力端は、大気に閲放してあり、電磁弁 7 , 8は、制御手段 1 0からの出力信号に応じて、各電磁弁 7， 8の入力端と出力端とを連通させ、タンク 2， 3内部を適宜大気開放可能にしてある。これら ' 磁弁 7 , 8は、必ずしも各タンク 2， 3に装 ίすることなく、タンク 2 , 3前後の配管に装 ¾しても良い。また、開閉弁としては、電磁弁以外の弁を用いても良い。

陽圧側の第 1タンク 2の出力端は、第 3電磁弁 1 1の入力端に接続してあり、第 2タンク 3の出力端は、第 4電磁弁 1 2の人力端に接続してある。これら電磁弁 1 1， 1 2の開閉は、制御手段 1 0により制御される。これら電磁弁 1 1， 1 2の出力端は、圧力伝達隔壁装置 4 0の入力ポート 4 2 (図 3参照）に接続してある。

なお、図 1中、符号 1 5は、二次配管系 1 8の内部圧力を検出するための圧力センサを示し、符号 1 6は、二次側配!?系 1 8内にヘリウムガスを充填する前に、その系 1 8を負圧にするための電磁弁を示し、符号 6 0は、二次配管系 1 8内部に常時所定量のヘリゥムガスを封入するための装置である。それらの詳細な説明は、本実施形態とは直接関係ないので省略する。本実施形態では、ポンプ 4を駆動することにより、第 1圧力タンク 2内の圧力 P T 1が例えば約 300匪 Hg (ゲージ圧）に設定され、第 2圧力タンク 3内の圧力 P T 2が約一 150腿 H g (ゲージ圧）に設定される。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 1 1， 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 10 によって制御される。

圧力センサ 5， 6により検出される圧力変動を図 2 (A) に示す。また、電磁弁 1 1， 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 2 (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 289 Hg (ケージ圧）であり、最小値が — 1 14mmHg (ゲージ圧）である。二次配管系 18内が、図 2 (B) に示す圧力変動を生じる結果、バルーン 22では、図 2 (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。

次に、図 1に示す制御手段 10の作用について、図 6を主として参照して説明する。

図 6に示すように、制御がスタートすれば、ステップ S 1にて、図 1に示す圧力センサ 5， 6から各タンク 2， 3内の圧力を読み取る。その値を PT 1， PT 2とする。各圧力 PT 1， P T 2は、図 2 (A) に示すように変動するので、それそれの平均値 P T 1，， P T 2 ' を求める。平均値 P T 1 ' , P T 2 ' は、たとえば 0. 5〜 3秒毎に求める。

次に、ステップ S 2では、検出した圧力の算術平均値 P aを求める。その計算式は、たとえば Pa= (PT 1， +ΡΤ2，） /2である。次に、ステップ S 3 では、各タンク 2， 3の検出圧力の平均値 PT 1，， ΡΤ 2 ' の差圧（検出差圧） P bを求める。その際の計算式は、 P b二 (P T 1 ' 一 P T 2， ) である。

次に、ステップ S 4では、前記算術平均値 Paが、所定の設定平均値 Pa' + ひよりも大きいか否かを判断する。設定平均値 Pa' は、第 1圧力タンク 2の設定圧力と、第 2圧力タンク 4の設定圧力との算術平均値である。また、ひは、例えば 0〜 1 OmmHgの値であり、誤差範囲を示す。算術平均値 P aが、所定の設定平均値 Pa' +ひよりも大きい場合には、陽圧側の第 1タンク 2の内圧が高い場合と考えられる。その場合には、ステップ S 5に行き、図 1に示す電磁弁 7 を駆動し、陽圧側の第 1タンク 2の内部を所定時間大気に開放し、圧力 PT 1を下げ、算術平均値 P aが設定平均値 P a' に近づくように制御する。第 1タンク 2の内部を大気に開放する所定の設定時間は、特に限定されないが、たとえば 5 〜 50ミリ秒である。

また、ステップ S 4にて、 Paが P a' +ひよりも小さいと判断された場合には、次に、ステップ S 6にて、 Paが Pa' —ひよりも小さいかを判断する。小さい場合には、陰圧側の第 2タンク 3の内圧が低すぎる場合と考えられる。その場合には、ステップ S 7に行き、図 1に示す電磁弁 8を駆動し、陰圧側の第 2夕ンク 3の内部を所定時間大気に開放し、圧力 PT 2を上げ、算術平均値 Paが設定平均値 Pa，に近づくように制御する。第 2タンク 3の内部を大気に開放する所定の設定時間は、特に限定されないが、たとえば第 1タンク 2の内部を大気に開放する所定の設定時間と同様である。

前記検出された算術平均値 P aが、設定平均値 Pa' 土ひ以内である場合には、第 1圧力タンク 2内の圧力を大気に逃がす必要もなければ、第 2圧力タンク 3内の圧力を大気に逃がす必要もない。したがって、ステップ S 5， S 7の制御が不要であり、これらを飛ばし、ステップ S 6から、次の制御であるステップ S 8へ行く。ステップ S 5または S 7の後も、ステップ S 8以降の制御を行う。

ステップ S 8では、前記検出差圧 Pbが、所定の設定差圧 Pb' + よりも大きいか否かを判断する。設定差圧 Pb' は、第 1圧力タンク 2の設定圧力と、第 2圧力タンク 4の設定圧力との算術平均差圧である。また、 ^は、 0〜20mm Hgの値であり、誤差範囲を示す。検出差圧 Pbが、所定の設定差圧 Pb' + 3 よりも大きい場合には、ポンプ 4の出力が大きすぎる場合と考えられる。その場合には、ステップ S 9に行き、図 1に示す制御手段 10からポンプ 4の回転数などを制御し、ポンプ 4の出力を下げ、検出差圧 Pbが設定差圧 Pb，に近づくように制御する。

また、ステヅブ S 8にて、卩13が？ ¾)， + ?よりも小さいと判断された場合には、次に、ステップ S I 0にて、ゎが，一 5よりも小さいかを判断する。小さい場合には、ポンプ 4の出力が小さすぎる場合と考えられる。その場合には、ステップ S I 1に行き、図 1に示す制御手段 1 0からポンプ 4の回転数などを制御し、ポンプ 4の出力を上げ、検出差圧 P bが設定差圧 P b，に近づくように制御する。

具体的なポンプ出力の制御の方法としては、 A C誘導モータを用いた口一夕リ —ポンプやダイヤフラムポンプやビストンポンプなどであれば、 A C誘導モ一夕に与える電源周波数および電源電圧振幅を下げて、ポンプの出力を下げる。同じく A C電源を用いるリニアビストン型ポンプでも、電源周波数および電源電圧振幅を下げてポンプの出力を下げる。サーボモーターを用いたロータリーポンプやダイヤフラムポンプやビストンポンプなどであれば、 1標回転数を上げたり下げたりして制御すれば良い。さらに、 D Cモータ一を用いたポンプであれば、モ一夕一への電源の P WM (Pulse Width Modulation) 制御や、励起電圧/電流を上下することによってポンプ出力を上げ下げすればよい。

前記検出された差圧 P bが、設定差圧 P b ' ± ?以内である場合には、第 1圧力タンク 2および第 2圧力タンク 3共に、設定値付近に保たれていると考えられ、電磁弁 1 1 , 1 2および圧力伝達隔壁装置 4 0を介して、バルーン 2 2を良好に膨張および収縮することができる。したがって、その場合には、ステップ S 1 0 からステップ S 1へ戻る。また、ステップ S 9 , S 1 1の後も、ステップ S 1へ戻り、それ以降の制御を繰り返し行う。

本実施形態に係る装置では、定常運転時には、電磁弁 7， 8をほとんど開くことがなくなる。すなわち、本実施形態では、閉鎖回路系を流れるガスの出入りを最小限に留め、なおかつ、外部に捨てられてしまう仕事をほとんどなくすことができる。また、ポンプの出力を抑えることで消費電力を低減し、エネルギー効率を高めることができる。

なお、本発明は、上述した第 1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。

たとえば、上述した第 1実施形態では、圧力発生手段として、ポンプ 4にダイャフラムポンプを用いたが、それ以外に、リニアービストンポンプ，口一タリ一ベ一ンポンプ，ピストンポンプ，コンブレッサなどを用いても良い。

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 1 1と第 4電磁弁 1 2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、単一の三方切替弁を用いて、圧力伝達隔壁 4 0の入力端に加わる圧力を切り換えるようにしても良い。

さらに、上述した実施形態では、図 6に示すステップ S l ， S 2 , S 4〜S 7 の制御と、ステップ S l ， S 3， S 8〜S 1 1の制御とを、一連の制御として行つたが、本発明では、これらの制御の内のいずれか一方のみを行うように制御することもできる。

さらにまた、一次配管系 1 7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 1 8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 1 7を直接に人工心臓などの医療機器に接続し、この医療機器を駆動するように構成することもできる。

なお、第 1実施形態では、特に説明しないが、ヘリウムガス補給系 6 0を図 1 に示す。又、二次配管系を減圧にし、初期に空気を排気する手段は、図では省略している。

(第 2実施形態）

図 7に示すように、本実施形態に係る医療機器用駆動装置 9 aは、前記第 1実施形態に係る図 1に示す医療機器用駆動装置 9の変形例であり、図 1に示す部材と共通する部材には同一符号を付し、その説明を一部省略する。

図 7に示すように、一次配管系 1 7には、一次側圧力発生手段として、単一のポンプ 4が配置してある。ポンプ 4は、たとえばダイヤフラムポンプなどで構成され、後述するように、その出力を可変にしてある。

ポンプ 4の陽圧出力端に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、ポンプ 4の陰圧出力端に陰圧タンクとしての第 2圧力タンク 3が接続してある。一次配管系 1 7のうち、第 1圧力タンク 2の前後に接続されるラインが、陽圧ライン 1 7 aとなり、第 2圧力タンク 3の前後に接続されるラインが陰圧ライン 1 7 bとなる。

第 1圧力タンク 2および第 2圧力タンク 3には、それそ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。圧力センサ 5， 6で検出された圧力信号は、図 7に示す制御手段 1 0 aへ入力するようになっている。各圧力タンク 2， 3には、それそれ第 1電磁弁 7および第 2電磁弁 8の各入力端が接続してある。これら電磁弁 7， 8の出力端は、大気に開放してあり、電磁弁 7， 8は、制御手段 1 0 aからの出力信号に応じて、各電磁弁 7 , 8の入力端と出力端とを連通させ、タンク 2， 3内部を適宜大気開放可能にしてある。これら電磁弁 7 , 8は、必ずしも各タンク 2， 3に装着することなく、タンク 2 , 3前後の配管 1 7 a， 1 7 bに装着しても良い。また、開閉弁としては、電磁弁以外の弁を用いても良い。

陽圧ライン 1 Ί a側の第 1タンク 2の出力端は、第 3電磁弁 1 1の入力端に接続してあり、陰圧ライン 1 7 b側の第 2タンク 3の出力端は、第 4電磁弁 1 2の入力端に接続してある。これら電磁弁 1 1， 1 2の開閉は、制御手段 1 O aにより制御される。これら電磁弁 1 1 , 1 2の出力端は、圧力伝達隔壁装置 4 0の入力ポート 4 2 (図 3参照）に接続してある。

そして、図 3に示す圧力伝達隔壁装置 4 0の出力ポー卜 4 4が図 7に示す二次配管系 1 8に接続してある。二次配管系 1 8は、バルーン 2 2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 1 8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 1 8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 1 5が装着してある。この圧力センサ 1 5の出力は、たとえば制御手段 1 0 aへ入力するようになっている。

また、この二次配管系 1 8には、電磁弁 1 6が装着してあり、二次配管系 1 8 のガス圧が所定値以上に上昇した場合には、この電磁弁 1 6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 1 0 aが行う。さらに、この二次配管系 1 8には、二次配管系 1 8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ゥムガスを補充するための補充装置 6 0が接続してある。補充装置 6 0は、一次ヘリウムガスタンク 6 1を有する。へリウムガスタンク 6 1には、減圧弁 6 2 , 6 3を介して、二次ヘリウムガスタンク 6 4が接続してある。二次ヘリウムガスタンク 6 4には、圧力センサ 6 5が装着してあり、タンク 6 4内の圧力を検出し、タンク 6 4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 6 4内の圧力は、 1 0 0腿 H g以下程度に制御される。

二次ヘリウムタンク 6 4には、絞り弁 6 7を介して補充用電磁弁 6 6が接続してあると共に、その補充用電磁弁 6 6と並列に初期充填用電磁弁 6 8が接続してある。これら電磁弁 6 6 , 6 8は、制御手段 1 0 aにより制御される。初期充填用電磁弁 6 8は、後述する電磁弁 7 0およびポンプ 4に連動して開き、負圧にされた二次配管系 1 8内に最初にヘリウムガスを充填する際に用いられる。その後、拡散や洩れに対応してヘリウムガスを補う際には（通常使用状態では）、この電磁弁 6 8は作動しない。代わって電磁弁 6 6が作動する。

本実施形態では、二次配管系 1 8と一次配管系 1 7の陰圧側ライン 1 7 bとを遮断可能に連通するガス置換用配管系 7 1が設けてあり、このガス置換用配管系

7 1の途中に、二次配管系 1 8と一次配管系の陰圧側ライン 1 7 bとの連通および遮断を制御する弁手段としての電磁弁 7 0が装着してある。

ガス置換用配管系 7 1は、バルーンカテーテル 2 0の使用前に、二次配管系 1

8の内部を、効率よくヘリウムガスに置換するために、二次配管系 1 8内を減圧にして、空気を排気するためのものである。通常使用状態では、電磁弁 7 0は閉じられる。

本実施形態では、バルーンカテーテル 2 0の使用前に、二次配管系 1 8の内部を、ヘリウムガスに置換するために、まず、電磁弁 7 0を開き、二次配管系 1 8 と陰圧ライン 1 Ί bとを連通する。その際に、その他の電磁弁 6 6 , 6 8 , 1 6 : 1 1， 1 2， 8は閉じ、電磁弁 7のみを開ける。その状態で、ポンプ 4を駆動する。ポンプ 4の駆動により、二次配管系 1 8の内部の空気は、ポンプ 4を通して、電磁弁 7から大気中に排出され、二次配管系 1 8内が排気される。

二次配管系 1 8の内部が、好ましくは一 5 0 O mm H g (ゲージ圧）程度まで減圧されたならば、次に、初期充填用電磁弁 6 8を開き、二次配管系 1 8内にへリウムガスを充填する。それと同時または多少遅れて、電磁弁 7 0を閉じると共に、ポンプ 4の駆動を停止する。二次配管系 1 8内へのヘリウムガスの充填圧力は、たとえば 4 0 c c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 1 8の充填時のガス圧を + 1 0 ± 4 mm H g (ゲージ圧）とし、 3 0 c c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 1 8の充填時のガス圧を一 8 0 ± 4 mm H g (ゲージ圧）とする。

充填時には、圧力センサ 1 5によりモニタリングして、二次配管系 1 8の内部が所定の充填圧になるように充填し、その後電磁弁 6 8を閉じる。ヘリウムガスは、分子量が小さく、バルーンや配管を構成するチューブの壁面から透過により抜けて行く。そのため、バルーンカテーテルの使用時にも、ヘリウムガスを二次配管系 1 8内に補充する必要がある。二次配管系 1 8内のヘリウムガスの不足は、圧力センサ 1 5により検出し、不足が生じた場合には、電磁弁 6 6が、短時間に数回開き、ヘリウムガスを補充する。

次に、本実施形態に係る医療機器用駆動装置の通常使用時の動作例について説明する。

電磁弁 7 0を閉じた状態で、ポンプ 4を駆動することにより、第 1圧力タンク 2内の圧力 P T 1が例えば約 3 0 0腿 H g (ゲージ圧）に設定され、第 2圧力夕ンク 3内の圧力 P T 2が約一 1 5 0龍 H g (ゲージ圧）に設定される。図 7に示す圧力伝達隔壁装置 4 0の入力端に加わる圧力を、電磁弁 1 1 , 1 2を交互に駆動することで、第 1圧力タンク 2および第 2圧力夕》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 aによって制御される。

圧力センサ 5 ， 6により検出される圧力変動を図 2 Aに示す。また、電磁弁 1 1 , 1 2による圧力切り替え駆動の結果、図 7に示す二次配管系 1 8内の圧力変動を、圧力センサ 1 5で検出した結果を図 2 Bに示す。二次配管系 1 8内の圧力変動の最大値が、たとえば 2 8 9腿 H g (ケージ圧）であり、最小値が一 1 1 4 腿 H g (ゲージ圧）である。二次配管系 1 8内が、図 2 Bに示す圧力変動を生じる結果、バルーン 2 2では、図 2 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 2 2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。

図 7に示す単一のポンプ 4を用いて、効率的に陽圧と陰圧とを同時に発生させるための制御手段 1 0 aの作用については、前記第 1実施形態の制御手段 1 0と同様であり、その説明は省略する。

本実施形態に係る装置では、前記第 1実施形態に係る装置と同様に、定常運転時には、電磁弁 7， 8をほとんど開くことがなくなる。すなわち、本実施形態では、閉鎖回路系を流れるガスの出入りを最小限に留め、なおかつ、外部に捨てられてしまう仕事をほとんどなくすことができる。また、ポンプの出力を抑えることで消費電力を低減し、エネルギー効率を高めることができる。

また、本実施形態に係る駆動装置では、一次配管系 1 7での陽圧および陰圧の発生のみでなく、バルーンカテーテルの使用前のヘリゥムガス置換時における真空引きまでも、単一のポンプで行うので、駆動装置の小型化、軽量化および信頼性の向上に大きく貢献する。

(第 3実施形態）

図 8に示すように、本実施形態に係る駆動装置 9 bは、図 7に示す第 2実施形態に係る駆動装置 9 aの変形例であり、共通する部材には共通する符号を付し、その説明は一部省略する。

以下に、前記第 2実施形態と異なる部分を主に説明する。

図 8に示すように、本実施形態の駆動装置では、図 7に示す一対の電磁弁 1 1 _: 1 2の代わりに、単一の三方電磁弁 1 1 aを用い、圧力伝達隔壁装置 4 0へ印加される圧力を、陽圧ライン 1 7 aからの圧力と陰圧ライン 1 7 bからの圧力とに切り換えている。

また、本実施形態では、ガス置換用配管系 7 1 aが、二次配管系 1 8と陰圧ライン 1 7 b側の第 2タンク 3内とを連通するように接続してある。このガス置換用配管系 7 1 aの途中に、液体除去手段としてのウォー夕トラップ 7 4が装着してあり、その配管の前後に電磁弁 7 0 a， 7 O bが装着してある。

ウォー夕トラップ 7 4は、連通するガス中に含まれる水分を除去するように、排水ドレインが形成してある。このウォー夕トラップ 7 4には、陽圧印加用配管系 7 2の一端が接続してある。この配管系 7 2の他端は、陽圧ライン 1 7 aの第 1タンク 2に接続してある。この配管系 7 2の途中には、電磁弁 7 8が装着してあり、第 1タンク 2とウォー夕トラップ 7 4との連通および遮断を制御するようになっている。

バルーンカテーテルの使用時前に、二次配管系 1 8の内部をヘリウムガスで置換するが、その際には、まず、二次配管系 1 8の内部を真空引きする。

本実施形態では、バルーンカテーテル 2 0の使用前に、二次配管系 1 8の内部を、ヘリウムガスに置換するために、まず、電磁弁 7 0 a , 7 O bを開き、二次配管系 1 8と陰圧ライン 1 7 bの第 2タンク 3とを連通する。その際に、その他の電磁弁 6 6 , 6 8 , 1 6 , 8は閉じ、電磁弁 7を開ける。電磁弁 1 1 aは、ラィン 1 7 aと圧力伝達隔壁装置 4 0とをつなぎ、ライン 1 7 bを閉じる状態とする。その状態で、ポンプ 4を駆動する。ポンプ 4の駆動により、二次配管系 1 8 の内部の空気は、ポンプ 4を通して、電磁弁 7から大気中に排出され、二次配管系 1 8内が真空引きされる。十分な減圧度が確認されたら、電磁弁 7 0 a、 7 0 bを閉じる。この際、駆動チューブ等に結露した水分が配管系 1 8および 7 1 a を通じて、ウォーター 7 4内に貯まることがある。よって、電磁弁 7 8を開いて、陽圧側の第 2タンク 2からウォー夕トラッブ 7 4へ強制的に空気を吹き込み、ゥォ一夕トラップ 7 4内を加圧し、水を排水ドレインから強制的に排出することができる。

本実施形態でも、前記第 2実施形態と同様に、二次配管系 1 8の内部が、好ましくは— 5 0 0 mmH g (ゲージ圧）程度まで減圧されたならば、次に、初期充填用電磁弁 6 8を開き、二次配管系 1 8内にヘリウムガスを充填する。それと同時または多少遅れて、電磁弁 7 0 a , 7 O bを閉じると共に、ポンプ 4の駆動を停止する。二次配管系 1 8内へのヘリウムガスの充填圧力は、前記第 2実施形態と同様である。充填時には、圧力センサ 1 5によりモニタリングして、二次配管系 1 8の内部が所定の充填圧になるように充填し、その後電磁弁 6 8を閉じる。図 8に示すように、本実施形態の駆動装置では、図 7に示すヘリウムガス補充装置 6 0と同じヘリウムガス補充装置 6 0が装着してあるので、その説明は省略する。

本実施形態では、図 8に示すように、ガス置換用配管系 7 1 aの途中に、ゥォ —夕トラップ 7 4が装着してあるので、バル一ンカテーテル 2 0の使用時前に、二次配管系 1 8内のガスをヘリゥムガスと置換するする際に、ポンプ 4およびそれに接続してあるタンク 3， 4などの --次配管系 1 7に水分が入り込むおそれを抑制することができる。一次配管系 1 7およびポンプ 4内に水分が入り込むと、ポンプ 4が過負荷で運転不能になるおそれがあるからである。

特に本実施形態では、陽圧ライン 1 7 aのタンク 2から、陽圧をウォー夕トラッブ 7 4に導くことができるように構成してあるので、加圧により水分を強制的に排出することができる。

なお、本発明は、上述した第 2および第 3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。

たとえば、前記第 2実施形態では、必ずしも、前記第 1実施形態と同様な図 6 に示す制御を行う必要はない。

また、上述した第 2および第 3実施形態では、被駆動機器として、バルーン力テーテルを用いたが、第 2および第 3実施形態に係る駆動装置は、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。

(第 4実施形態）

本実施形態に係る医療機器用駆動装置は、 I A B P用バルーンカテーテルを駆動するための駆動装置である。駆動装置の全体構成図は、図 1， 7または 8に示すものと同様なので、その説明は省略する。なお、図 1， 7 , 8に示す実施形態では、ポンプ 4が一台であるが、本実施形態では、 2台以上のポンプを有する駆動装置であっても良い。

本実施形態に係る駆動装置に着脱自在に装着されているメモリカードについて説明する。

図 9に示すように、メモリカード 1 7 0がコネクタ 1 7 2に対して装着してあり、本実施形態の駆動装置の筐体外部からメモリカード 1 7 0が着脱自在になつている。コネクタ 1 7 2は、制御バス 1 7 6、アドレスバス 1 Ί 8およびデータバス 1 8 0を介して、 C P U 1 7 4に接続してある。この C P U 1 7 4は、駆動状況監視手段に相当し、駆動装置の制御手段（たとえば図 7の制御手段 1 O a ) を兼ねていても良い。たとえば、この CPU 1 74が、たとえば図 7に示す駆動装置 9 aの圧力センサ 5 , 6 , 1 5， 65などの検出信号に基づき、ポンプ 4あるいは電磁弁 1 1， 1 2 , 66 , 68の駆動制御を行うように構成してある。または、図 7に示す駆動装置 9 aの制御を行う CPUとは別に、駆動装置 9 aの駆動状況を監視するための CPUを駆動装置 9 aに別途装着しても良い。

図 9に示す CP U 1 74には、ァドレスバス 1 78およびデータバス 1 80を介して内部メモリ 1 82， 184が接続してある。これら内部メモリ 1 82， 1 84とメモリカード 1 70は、 CPU 1 74のメモリの一部として、 CPUが直接アクセス可能なメモリ一空間内に配置してある。本実施形態では、メモリ一力 ―ドとして、 P CMC I A (Re l e a s e 2. 1 ) 規格に準拠したバッテリーバックアップされた RAMが用いられる。

この RAMであれば、デ一夕の書き込みのために要する時間が数十〜数百 n s と高速であると共に、データを変数群として、メモリ一内に格納すれば良く、特別な書き込み手順を必要としないので都合がよい。また、この RAMの場合には、電源接続状態のコネクタ 1 7 2からカード 1 70を抜き差しする、いわゆる活線抜き差しが許容されており、ハ一ドウエア上の問題を生じない。

次に、図 9に示す CPUの作用を、図 1 0に示すフローチャート図に基づき説明する。

図 1 0に示すように、制御がスタートすれば、ステップ S 2 1にて、 CPU 1 74が、制御バス 1 7 6を通して、メモリ力一ド 1 70にアクセスし、コネクタ 1 7 2にメモリカード 1 70が装着してあるか否かを確認する。メモリカード 1 70がコネクタ 1 72に接続してある場合には、図 1 0に示すステヅブ S 22へ行き、接続していない場合には、ステップ S 29へ行く。ステップ S 29では、図 9に示す CPU 1 74が、その他の内部メモリ 1 82 , 1 84へアクセスし、そこに後述するデータを蓄積する。

ステップ S 22では、図 9に示すコネクタ 1 72からメモリカード 1 70が抜き取られる信号が入っているか否かをチェヅクする。 CPU 1 74がメモリカード 1 Ί 0にアクセスした状態で、メモリカード 170がコネクタ 1 72から抜き取られることは、蓄積データの損失や CPU 1 74の故障の原因になることがある。そこで、ステヅブ S 2 2では、メモリカード 1 7 0が抜き取られる予定の信号が入っているかをチェックし、予定信号が入っている場合には、ステップ S 2 8へ行き、メモリカード 1 7 0とのアクセスを停止し、その後ステップ S 2 9へ行くようにする。

メモリカード 1 7 0を抜き取る操作者は、抜取りの前に、駆動装置に装着してある抜取り予定スィツチを操作する。あるいは、メモリカード 1 7 0を駆動装置 9 aから抜き取ろうとして、メモリカード 1 7 0に手が近づいたときに、接触式あるいは非接触式のセンサで検知し、抜取り予定信号を C P U 1 7 4へ送信しても良い。

ステヅプ S 2 2の後には、ステップ S 2 3へ行き、図 9に示すメモリカード 1 7 0に C P U 1 7 4がアクセスし、メモリカード 1 7 0に、駆動装置 9 aの駆動状況データを、変数群として書き込む。その際には、前回書き込みのデータの後にデ一夕を追加して書き込む。駆動状況データとしては、図 5に示す駆動装置 9 に内蔵された血圧変動測定装置 2 9で測定した血圧変動波形データ、図示省略してある測定装置で測定した心電図波形デ一夕、または図 2 A〜 2 Cに示すようなバルーン駆動圧または容積の波形データ、または図 7に示すガス補充装置 6 0のガス補充の異常などを示すアラームデ一夕を例示することができる。また、これらのデータ以外にも、図 7に示す駆動装置 9 aのポンプ 4の運転時間、圧力切り替え用電磁弁 1 1， 1 2またはガス補充用電磁弁 6 6 , 6 8の駆動回数、バッテリーの充放電回数、各部の電源電圧、駆動装置の筐体内の温度などのデータ（保守に用いるデ一夕を含む）などのデータも、時系列にメモリカード 1 7 0に記憶させても良い。

データの書き込みは、必ずしも常時行う必要はなく、たとえば 1 0分間隔で、 4秒間づっサンプリングして行うようにすることが好ましい。このようなデータの書き込みにより、たとえば十数時間の正常運転状態の駆動状況データをメモリカード 1 7 0に書き込むことが可能になる。

また、デ一夕の書き込みに際しては、ステップ S 2 4 , S 2 5に示すように、リングバッファ方式でメモリ力一ド 1 Ί 0にデータを書き込むことが好ましい。すなわち、メモリーカード 1 7 0の容量限度までデ一夕を ¾き込んだ後には、最も古いデータの上から順に、最新のデータを書き込んで行くのである。このような記録方式を採用することで、メモリカード 1 7 0には、常に最新のデータが記憶されることになる。

ステップ S 2 9の後で、ステップ S 2 3へ行く場合には、図 9に示すコネクタ 1 7 2にメモリ力一ド 1 7 0が接続されていない状態あるいは取り外される予定の状態である。この場合には、ステップ S 2 3 ~ S 2 5にて、メモリカード 1 7 0へデ一夕を書き込むのではなく、その他の固定式の内部メモリ 1 8 2 , 1 8 4 へ同様な記録方式でデータを書き込めば良い。そして、再度メモリカード 1 7 0 がコネクタ 1 7 2に差し込まれた場合には、内部メモリ 1 8 2 , 1 8 4に記憶してあつた過去の駆動状況データをメモリカード 1 7 0へ移すように制御することもできる。

ステップ S 2 5の後には、ステップ S 2 6へ行き、図 7に示す駆動装置 9 aのメインスィッチがオフされたかを検出する。メインスィッチがオフされれば、駆動状況をメモリカード 1 7 0に記憶させる必要もなくなるので、この制御を終了する。また、メインスィッチが入っている限りは、前述のステップ S 2 1からの制御を繰り返す。

本実施形態に係る駆動装置 9 aでは、この駆動装置 9 aの駆動状況を解析するために、駆動装置 9 aに直接パーソナルコンピュータを接続しないので、パーソナルコンビュ一夕から患者側への漏洩電流のおそれは全くない。また、近くに駆動装置 9 a動状況を解析できる人がいない場合において、駆動装置 9 aの駆動状況を解析するためには、メモリカードの内容を解析できる人に郵送したり、電話回線などでメモリ力一ドのデ一夕内容を送信すれば良い。

また、本実施形態では、メモリカード 1 7 0を用いているので、駆動装置側で特別なインターフェースを設ける必要もなく便利である。

なお、メモリーの一種として、書き換え消去可能な E ² P R O Mやフラッシュメモリーでは、データの書き込みのために、数 s〜数 m sの時間を要するが、本実施形態では、バッテリーバヅクアップされた R A Mから成るメモリカード 1 7 0を用いているので、書き込み時間が数十〜数百 n sと高速であるため、特に好ましい。また、本実施形態では、データを変数群として、メモリカード 1 7 0 内に格納すれば良く、特別な書き込み手順を必要としない。

なお、本発明は、上述した第 4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。

たとえば、上述した第 4実施形態では、図 1， 7 , 8に示すように、圧力発生手段として、単一のポンプ 4を用いたが、本発明では、二以上のポンプを用い、その陽圧ポンプには陽圧タンクとしての第 1圧力タンク 2を接続し、また、陰圧ポンプには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。

さらに本発明の駆動装置としては、たとえば図 7に示す一次配管系 1 7および圧力伝達隔壁装置 4 0を用いることなく、駆動配管系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。その圧力発生手段としては、たとえばべローズおよびべローズを軸方向に伸縮駆動する駆動手段から成り、その内部または外部を直接駆動配管系内に連通させる。このべローズをモー夕などで軸方向に往復移動させることで、所定のタイミングで駆動配管系内に直接ガスを往復させ、バルーンの膨張および収縮を行う。この実施形態では、ベロ一ズを駆動するためのモー夕の駆動タイミングなどもメモリ力一ド 1 7 0に記憶させることが好ましい。

また、上述した第 4実施形態では、医療機器として、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、患者の体に直接に接触される医療機器を駆動するための駆動装置であれば、その他の医療機器の駆動用に用いることもできる _c その他の医療機器としては、たとえば人工心臓を例示することができる。実施例

以下、本発明をさらに具体的な実施例に基づき説明するが、本発明はこれら実施例に限定されない。

(実施例 1 )

図 1に示す装置を用い、 4 0 c cのバルーン 2 2を、 1 5 0ビート/分の周期で膨張および収縮を繰り返した。電磁弁 7， 8およびポンプ 4の制御は、図 6に示す制御方法に基づいて行った。

消費電力は、 7 0 . 8 Wであった。 (実施例 2 )

実施例 1で、 1 50ビート/分を 60ビート/分に変更した以外は、実施例 1 と同様にしてバル一ンの駆動制御を行なつた。

消費電力は、 55. 4Wであった。

(実施例 3 )

Pa= (PT 1， +Ρ Τ 2 ' ) /2の制御のみを行なった以外は実施例 1と同様に、 150ビ一ト /分のバルーンの駆動制御を行なった。

消費電力は、 80. 1Wであった。

(実施例 4)

Pa= (PT 1 ' +PT2，） /2の制御のみを行なった以外は実施例 2と同様に、 60ビ一卜/分のバルーンの駆動制御を行なった。

消費電力は、 78. 3Wであった。

(比較例 1)

図 6に示す制御方法を用いることなく、図 1に示す第 1圧力タンク 2の内部の圧力が所定設定圧力以上である場合には、第 1圧力タンク 2内を所定時間大気に開放し、第 2圧力タンク 3の内部の圧力が所定設定圧力以下である場合には、第 2圧力タンク 3内を所定時間大気に開放する制御を行った以外は、前記実施例 1 と同様に、一台のポンプ 4にて、 40 c cのバルーン 22を、 150ビート/分の周期で膨張および収縮を繰り返した。

消費電力は、 9 1. 2Wであった。

(比較例 2)

比較例 1で、 150ビー卜/分を 60ビー卜/分に変更した以外は、比較例 1 と同様にしてバルーンの駆動制御を行なった。

消費電力は、 89. 4Wであった。

(評価）

実施例 1では、比較例 1に比較し、約 20 %の消費電力の低減を図ることができた。また、実施例 2では、比較例 2と比較し、約 40%の消費電力の低減を図ることができた。

実施例 3, 4でも、各々、 1 0%以上の消費電力の低減を得ることができた。

Claims

請求の範囲

1 . 陽圧と陰圧を同時に発生する圧力発生手段と、

該圧力発生手段の陽圧出力端に接続された第 1圧力タンクと、

該第 1圧力タンク内の圧力を検出する第 1圧力検出手段と、

該第 1圧力タンクまたはその第 1圧力タンクの前後の配管に一方の入力端が接続され、もう一方の出力端が大気解放された第 1閲閉弁と、

該圧力発生手段の陰圧出力端に接続された第 2圧力タンクと、

該第 2圧力タンクの圧力を検出する第 2圧力検出手段と、

該第 2圧力タンクまたはその第 2圧力タンクの前後の配管に一方の入力端が接続され、もう一方の出力端が大気解放された第 2開閉弁と、

前記第 1圧力タンクと第 2圧力タンクとに接続され、第 1圧力タンクの圧力と、第 2圧力タンクの圧力とを切り替えて、出力端に出力する圧力切替え手段と、前記第 1圧力検出手段の検出値を、第 1設定圧力値に等しいか大きくなるように、また、前記第 2圧力検出手段の検出値を、第 2設定圧力に等しいか小さくなるように、前記第 1および第 2開閉弁を制御する制御手段とを有する

医療機器用駆動装置。

2 . 前記制御手段が、前記第 1圧力検出手段の検出値と、前記第 2圧力検出手段の検出値との算術平均値を求め、該算術平均値が設定平均値よりも大きい時には、任意の設定時間だけ前記第 1開閉弁を開け、該設定平均値よりも小さい時は、別の任意の設定時間だけ前記第 2開閉弁を開けるように、前記第 1開閉弁と第 2開閉弁とを制御する請求項 1に記載の医療用機器駆動装置。

3 . 前記制御手段が、前記第 1圧力検出手段の検出値と、前記第 2圧力検出手段の検出値との検出差圧を求め、該検出差圧が、設定差圧よりも大きい時には、前記圧力発生手段の出力を減らす方向に制御し、また、該設定差圧よりも小さい時には、該圧力発生手段の出力を増やす方向に制御する請求項 1または 2 に記載の医療機器用駆動装置。

4 . 前記圧力発生手段の陽圧出力端に接続される陽圧ライン、および前記圧力発生手段の陰圧出力端に接続される陰圧ラインとを持つ一次配管系と、前記圧力発生手段で発生された陽圧と陰圧とが前記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、

前記二次配管系と前記一次配管系の陰圧側ラインとを遮断可能に連通するガス置換用配管系と、

前記ガス置換用配管系の途中に設けられ、前記二次配管系と前記一次配管系の陰圧側ラインとの連通および遮断を制御する弁手段と、

をさらに有する請求項 1〜3のいずれかに記載の医療機器用駆動装置。

5 . 前記ガス置換用配管系の途中には、この配管系を流通するガスに含まれる液体を除去する液体除去手段が装着してある請求項 4に記載の医療機器用

6 . 前記液体除去手段には、前記一次配管系の陽圧ラインからの陽圧力が適宜印加可能に構成してあり、この陽圧力により液体の除去を強制的に行わせるように構成してある請求項 5に記載の医療機器用駆動装置。

7 . 前記医療機器用駆動装置の駆動状況を監視する駆動状況監視手段と、前記駆動状況監視手段で監視された駆動状況のデータが記憶され、着脱可能に装着されたデータ記憶媒体とをさらに有する請求項 1〜 6のいずれかに記載の医療機器用駆動装置。

8 . 前記駆動状況監視手段は、前記駆動装置の駆動状況を、所定時間間隔毎に、所定時間サンプリングし、その駆動状況のデ一夕を前記データ記憶媒体に時系列的に記憶し、当該デ一夕記憶媒体の記憶容量が満杯になった場合には、最も古いデ一夕の上に重ねて記憶する請求項 7に記載の医療機器用駆動装置。

9 . 前記駆動状況監視手段は、前記データ記憶媒体が前記駆動装置から取り外される予定の信号を受信した場合には、前記データ記憶媒体とのデ一夕送受信を停止し、その他の内部記憶媒体にデータを記憶する請求項 7または 8に記載の医療機器用駆動装置。

1 0 . 前記医療機器用駆動装置が、 I A B P用バルーンカテーテルを、心臓の拍動にあわせて膨張および収縮駆動するための駆動装置である請求項 1〜 9のいずれかに記載の医療機器用駆動装置。

1 1 . 前記医療機器用駆動装置が、人工心臓を駆動するための駆動装置である請求項 1〜 3のいずれかに記載の医療機器用駆動装置。

1 2 . 陽圧と陰圧を同時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の陽圧出力端に接続される陽圧ライン、および前記一次側圧力発生手段の陰圧出力端に接続される陰圧ラインとを持つ一次配管系と、前記一次側圧力発生手段で発生された陽圧と陰圧とが前記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、

前記ガス置換用配管系の途中に設けられ、前記二次配管系と前記一次配管系の陰圧側ラインとの連通および遮断を制御する弁手段と、を有する医療機器用駆動装置。

1 3 . 前記ガス置換用配管系の途中には、この配管系を流通するガスに含まれる液体を除去する液体除去手段が装着してある請求項 1 2に記載の医療機器用駆動装置。

1 4 . 前記液体除去手段には、前記一次配管系の陽圧ラインからの陽圧力が適宜印加可能に構成してあり、この陽圧力により液体の除去を強制的に行わせるように構成してある請求項 1 3に記載の医療機器用駆動装置。

1 5 . 患者の体に直接に接触される医療機器を駆動するための医療機器用駆動装置であって、

前記駆動装置の駆動状況を監視する駆動状況監視手段と、

前記駆動状況監視手段で監視された駆動状況のデ一夕が記憶され、着脱可能に装着されたデータ記憶媒体とを有する医療機器用駆動装置。

1 6 . 前記駆動状況監視手段は、前記駆動装置の駆動状況を、所定時間間隔毎に、所定時間サンプリングし、その駆動状況のデータを前記データ記憶媒体に時系列的に記憶し、当該データ記憶媒体の記憶容量が満杯になつた場合には、最も古いデータの上に重ねて記憶する請求項 1 5に記載の医療機器用駆動装置。

1 7 . 前記駆動状況監視手段は、前記データ記憶媒体が前記駆動装置から取り外される予定の信号を受信した場合には、前記データ記憶媒体とのデータ送受信を停止し、その他の内部記憶媒体にデ一夕を記憶する請求項 1 5または 1 6に記載の医療機器用駆動装置。