JP2014187999A - 医療用膨張・収縮駆動装置 - Google Patents

Abstract

【課題】低消費電力で小型の医療用膨張・収縮駆動装置を提供する。
【解決手段】圧力伝達隔壁手段１７の出力ポートにはバルーン２に接続された二次配管１４が接続され、入力ポートには一次配管１６が接続されている。一次配管から分岐された第１分岐配管１６ａは第１電磁弁３０を介してポンプ１５の排気口に接続され、一次配管から分岐された第２分岐配管１６ｂは第２電磁弁３１を介してポンプの吸気口に接続されている。制御手段３２は、通常運転時には、第１電磁弁及び第２電磁弁を交互に開閉する動作を繰り返し、始動時（圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまで）には、第１電磁弁及び第２電磁弁を開状態に設定するように制御する。
【選択図】図５

Description

本発明は、例えば陽圧と陰圧を交互に出力して大動脈内バルーンポンピング（ＩＡＢＰ）用バルーンカテーテル等の被駆動機器を膨張・収縮駆動する医療用膨張・収縮駆動装置に関する。

例えばＩＡＢＰ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及び収縮させ、心臓の補助治療を行う。バルーンを膨張・収縮させるための駆動装置としては、下記特許文献１に示すようなものが知られている。

この公報に示す駆動装置は、一次側配管系と、二次側配管系とを有し、これらの系を圧力伝達隔壁装置（一般的には、容量制限装置（ＶＬＤ）又はアイソレータと称する）により隔離し、一次側配管系に生じる圧力変動を二次側配管系に伝達し、二次側配管系に生じる圧力変化によりバルーンを膨張及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、陽圧及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るためである。また、二次配管系を、拡散による漏れを除いて気密に保つことにより、比較的高価な二次配管系内の流体を多量に消費せず、すなわち、低コストで圧力発生を行うためである。二次配管系に封入されるガスとしては、質量が小さく応答性に優れたヘリウムガスが好ましく用いられている。

このような医療用膨張・収縮駆動装置の一次側配管系においては、圧力伝達隔壁装置の入力側の配管を分岐して、一方の分岐管（陽圧用分岐管）をポンプの排気口に、他方の分岐管（陰圧側分岐管）をポンプの吸気口に接続し、各分岐管にそれぞれ介装された電磁弁の開閉を制御することにより、圧力伝達隔壁装置に陽圧及び陰圧を交互に繰り返し供給するようにしている。ポンプの運転開始時（始動時）においては、動作が不安定であるため、各電磁弁は閉状態とされ、ポンプが所定の状態（安定状態）となった後に、通常稼働に移行（バルーンの膨張・収縮を開始）するようにしている。

国際公開ＷＯ２０１１／１１４７７９号パンフレット

しかしながら、従来技術によると、ポンプの運転開始時においては、各電磁弁は閉とされ、ポンプが所定の状態（安定状態）となるまでは、閉状態に設定されているため、すなわち、ポンプの排気側の配管及び吸気側の配管が密閉状態であるため、ポンプに加わる負荷が大きく、ポンプを駆動するモータの消費電力が大きく、搭載されるバッテリーとして容量の大きいものを用いる必要があるため、装置が大型化するという問題がある。

本発明は、このような点に鑑みてなされたものであり、低消費電力で小型の医療用膨張・収縮駆動装置を提供することを目的とする。

本発明に係る医療用膨張・収縮駆動装置は、二次配管を介して被駆動機器がその出力ポートに接続された圧力伝達隔壁手段と、前記圧力伝達隔壁手段の入力ポートに接続された一次配管と、前記一次配管からそれぞれ分岐された第１分岐配管及び第２分岐配管と、前記第１分岐配管がその排気口に接続されるとともに、前記第２分岐配管がその吸気口に接続された圧力発生手段と、前記第１分岐配管に介装された第１電磁弁と、前記第２分岐配管に介装された第２電磁弁と、前記被駆動機器が膨張及び収縮を繰り返すように、前記第１電磁弁及び前記第２電磁弁のそれぞれの開閉を制御する制御手段とを備え、前記制御手段は、前記圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまでは、前記第１電磁弁及び前記第２電磁弁を開状態に設定することを特徴とする。

本発明に係る医療用膨張・収縮駆動装置において、前記一次配管を大気開放する第３電磁弁をさらに備え、前記制御手段は、前記圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまでは、前記第１電磁弁及び前記第２電磁弁を開状態に設定することに加えて、前記第３電磁弁をも開状態に設定するようにできる。

本発明によると、圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまでは、第１電磁弁及び第２電磁弁を開状態に設定するので、第１分岐配管と第２分岐配管とは連通された状態となり、圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまでの第１分岐配管内の圧力上昇及び第２分岐配管内の圧力低下が防止され、圧力発生手段に加わる負荷を軽減することができる。従って、消費電力を低減することができ、搭載されるバッテリーとしても小型のものを用いることができるので、装置の小型化を図ることができる。

本発明の実施形態のバルーンカテーテルを示す概略断面図である。 本発明の実施形態のバルーンカテーテルの使用例を示す概略図である。 本発明の実施形態の医療用膨張・収縮駆動装置の概略構成図である。 本発明の実施形態の圧力伝達隔壁装置を示す断面図である。 本発明の実施形態の医療用膨張・収縮駆動装置の始動時の動作を示す図である。 本発明の実施形態の医療用膨張・収縮駆動装置の始動時の制御を示すフローチャートである。 本発明の実施形態の医療用膨張・収縮駆動装置の通常稼働時（バルーン膨張時）の動作を示す図である。 本発明の実施形態の医療用膨張・収縮駆動装置の通常稼働時（バルーン収縮時）の動作を示す図である。

以下、本発明の実施形態に係る医療用膨張・収縮駆動装置を、図面を参照して詳細に説明する。本実施形態に係る医療用膨張・収縮駆動装置は、ＩＡＢＰ用バルーンカテーテルのバルーンを膨張及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膨張・収縮駆動装置について説明するに先立ち、まずＩＡＢＰ用バルーンカテーテルについて、図１を参照して説明する。

図１に示すように、ＩＡＢＰ用バルーンカテーテル１は、心臓の拍動に合わせて拡張（膨張）及び収縮するバルーン２を有する。バルーン２は、膜厚約５０〜１５０μｍ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、多角筒形状であってもよい。

ＩＡＢＰ用のバルーン２は耐屈曲疲労特性に優れた材質で構成される。バルーン２の外径及び長さは、心機能の補助効果に大きく影響するバルーン２の内容積と、動脈血管の内径等に応じて設定される。バルーン２は、通常、その内容積が２５〜５０ｃｃであり、拡張時の外径が１４〜１８ｍｍであり、長さが１５０〜２７０ｍｍである。

このバルーン２の遠位端は、短チューブ３を介して又は直接に内管４の遠位端外周に熱融着又は接着等により取り付けられている。バルーン２の近位端は、金属チューブ等からなる造影マーカー５を介して又は直接に、カテーテル管６の遠位端に接合されている。カテーテル管６の内部に形成された第１のルーメンを通じて、圧力流体のバルーン２内に対する導入又は導出が行われ、バルーン２が拡張又は収縮するようになっている。バルーン２とカテーテル管６との接合は熱融着あるいは紫外線硬化樹脂等の接着剤による接着により行われる。

内管４の遠位端はカテーテル管６の遠位端より遠方へ突き出ている。内管４はバルーン２及びカテーテル管６の内部に軸方向に挿通されている。内管４の近位端は分岐部７の第２ポート８に連通されている。内管４の内部には、バルーン２の内部及びカテーテル管６内に形成された第１のルーメンとは連通しない第２のルーメンが形成されている。内管４は、遠位端の開口端９で取り入れた血圧を分岐部７の第２ポート８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１を動脈内に挿入する際に、バルーン２内に位置する内管４の第２ルーメンはバルーン２を都合良く動脈内に差し込むためのガイドワイヤー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等の体腔内に差し込む際には、バルーン２は内管４の外周に折り畳んで巻回される。内管４は、例えばカテーテル管６と同様な材質で構成される。内管４の内径は、ガイドワイヤーを挿通できる径であればよく、例えば０．１５〜１．５ｍｍ、好ましくは０．５〜１ｍｍである。この内管４の肉厚は、０．１〜０．４ｍｍが好ましい。内管４の全長は、血管内に挿入されるバルーンカテーテル１の軸方向長さ等に応じて決定され、特に限定されないが、例えば５００〜１２００ｍｍ、好ましくは７００〜１０００ｍｍ程度である。

カテーテル管６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６の内径は、好ましくは１．５〜４．０ｍｍであり、カテーテル管６の肉厚は、好ましくは０．０５〜０．４ｍｍである。カテーテル管６の長さは、好ましくは３００〜８００ｍｍ程度である。

カテーテル管６の近位端には患者の体外に設置される分岐部７が連結してある。分岐部７はカテーテル管６と別体に成形され、熱融着あるいは接着等の手段で固着される。分岐部７にはカテーテル管６内の第１のルーメン及びバルーン２に対する圧力流体の導入又は導出を行うための第１ポート１０と、内管４の第２ルーメン内に連通する第２ポート８とが形成されている。

第１ポート１０は、図２に示すように、膨張・収縮駆動装置１１に接続され、この駆動装置１１によりバルーン２が膨張又は収縮するように流体圧が供給されるようになっている。

第２ポート８は、図２に示すように、血圧変動測定装置１２に接続され、バルーン２の遠位端の開口端９から取り入れた動脈内の血圧の変動を測定可能になっている。この血圧変動測定装置１２で測定した血圧の変動に基づき、図２に示す心臓１３の拍動に応じて、駆動装置１１を制御し、０．４〜１秒の短周期でバルーン２を拡張及び収縮させるようになっている。

膨張・収縮駆動装置１１の詳細が図３に示されている。バルーンカテーテル１のカテーテル管６に第１ポート１０を介して連通する二次配管系１４と、一次側圧力発生手段としてのポンプ１５に連通する一次配管系１６との間に、圧力伝達隔壁装置１７が介装されている。圧力伝達隔壁装置１７は、図４に示すように、ダイヤフラム１８及びプレート１９により気密に仕切られた第１室２０と第２室２１とを有する。

第１室２０は、ポート（入力ポート）２２を通じて、一次配管系１６に連通されている。第２室２１は、ポート（出力ポート）２３を通じて、二次配管系１４に連通されている。第１室２０と第２室２１とは、流体の連通は遮断されているが、第１室２０の圧力変化（容積変化）が、ダイヤフラム１８の変位により、第２室２１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１６と二次配管系１４とを連通させることなく、一次配管系１６の圧力変動を二次配管系１４に伝達することができる。また、二次配管系１４に封入されるガスの容量（化学当量）を一定に制御し易い。

本実施形態では、一次配管系１６の内部流体を空気とし、二次配管系１４の内部流体をヘリウムガスとしている。二次配管系１４の内部流体をヘリウムガスとしたのは、粘性及び質量が小さいガスを用いることで、バルーン２の膨張・収縮の応答性を高めるためである。

図３に示すように、一次配管系１６には、一次側圧力発生手段として、ポンプ１５が設けられている。ポンプ１５は、排気口（陽圧出力口）に陽圧を発生させるとともに、吸気口（陰圧出力口）に陰圧を発生させる吸排ポンプである。なお、本実施形態では、単一のポンプ１５により、陽圧及び陰圧を発生させるようにしたが、陽圧発生用のポンプ及び陰圧発生用のポンプの二つのポンプを設けてもよい。ポンプ１５の陽圧出力口には、減圧弁２４を介して、陽圧タンクとしての第１圧力タンク２５が接続されている。また、ポンプ１５の陰圧出力口には、絞り弁２６を介して陰圧タンク（真空タンク）としての第２圧力タンク２７が接続されている。

第１圧力タンク２５及び第２圧力タンク２７には、それぞ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２８，２９が装着されている。第１圧力タンク２５には一次配管系１６の一次配管から分岐された分岐管１６ａが接続されており、分岐管１６ａには電磁式の開閉弁である陽圧バルブ（第１電磁弁）３０が介装されている。第２圧力タンク２７には一次配管系１６の一次配管から分岐された分岐管１６ｂが接続されており、分岐管１６ｂには電磁式の開閉弁である陰圧バルブ（第２電磁弁）３１が介装されている。これら陽圧バルブ３０及び陰圧バルブ３１の開閉は、制御手段３２により制御される。

一次配管系１６の一次配管から分岐された分岐管１６ｃには、電磁式の開閉弁である大気開放バルブ（第３電磁弁）３６が介装されており、分岐管１６ｃの先端は大気開放されている。この大気開放バルブ３６は、ポンプ１５の始動時（運転開始時）における一次配管系１６（分岐管１６ａ，１６ｂを含む）内の圧力を開放するために設けられている。大気開放バルブ３６の開閉は制御手段３２により制御される。

図４に示す圧力伝達隔壁装置１７の出力ポート２３が図３に示す二次配管系１４の二次配管に接続されている。二次配管系１４は、バルーン２の内部にカテーテル管６を介して連通されており、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１４は、ホース又はチューブ等で構成される。この二次配管系１４には、その内部圧力を検出する配管系圧力検出手段としての圧力センサ３３が装着されている。圧力センサ３３の出力は、制御手段３２に入力される。

また、この二次配管系１４には、図示省略しているが、電磁弁を介して、排気用ポンプが接続されている。電磁弁及び排気用ポンプは、バルーンカテーテルの使用前に、二次配管系１４の内部を、ヘリウムガスに置換するために、配管系１４内を真空引きするためのものであり、通常使用状態では、電磁弁は閉じられ、排気用ポンプは駆動されない。

さらに、この二次配管系１４には、電磁弁３４が装着されており、二次配管系１４のガス圧が所定値以上に上昇した場合には、この電磁弁３４が所定時間開き、内部のガスを逃がすようにしている。この制御は、制御手段３２が行う。さらにまた、この二次配管系１４には、二次配管系１４内部のガスの化学当量が常時一定に保たれるように、所定量のヘリウムガスを補充するための補充装置（図示省略）が接続されている。

膨張・収縮駆動装置１１の運転開始時（始動時）における制御手段３２による制御について、図５及び図６を参照して説明する。膨張・収縮駆動装置１１の運転が開始されると、制御手段３２は、まず、図５に示されているように、一次配管系１６側における全バルブ、すなわち、陽圧バルブ３０、陰圧バルブ３１及び大気開放バルブ３６を開状態に設定する（ステップＳ１）。次いで、ポンプ１５を始動、すなわち、ポンプ１５の駆動モータに電源ユニットから電力を供給し、回転を開始させる（ステップＳ２）。

その後、制御手段３２は、ポンプ１５の駆動モータの回転数を予め設定された所定レートで徐々に上昇させる（ステップＳ３）。次いで、制御手段３２は、ポンプ１５の駆動モータの回転数をモニタしつつ、回転数が予め設定された所定の目標回転数に到達したか否かを判断し（ステップＳ４）、目標回転数に達していないと判断した場合にはステップＳ３に戻る。ステップＳ４において、目標回転数に達したと判断した場合には、一次配管系１６側における全バルブ、すなわち、陽圧バルブ３０、陰圧バルブ３１及び大気開放バルブ３６を閉状態に設定する（ステップＳ５）。

なお、ステップＳ３における所定レートは消費電力の観点から、最も低消費電力となるように最適化された値が採用され、例えば１００〜１０００ｒｐｍ／ｓの範囲で適宜な値が用いられる。ステップＳ４における所定の目標回転数は、ポンプ１５（駆動モータを含む）の仕様等に応じて設定される値が採用され、例えば２０００〜５０００ｒｐｍの範囲で適宜な値が用いられる。

ステップＳ５において、各バルブ３０，３１，３６を閉状態に設定した後、第１圧力タンク２５内の圧力ＰＴ１が予め設定された第１所定圧力に、第２圧力タンク２７内の圧力ＰＴ２が予め設定された第２所定圧力になった後に、通常稼働に移行する（ステップＳ６）。一例として、第１所定圧力は４００〜１０００ｍｍＨｇ（ゲージ圧）の範囲で適宜な値に設定され、第２所定圧力は約−４００〜−１０００ｍｍＨｇ（ゲージ圧）の範囲で適宜な値に設定される。

通常稼働時（ステップＳ６）においては、図７及び図８に示されているように、大気開放バルブ３６は閉状態に設定したままで、圧力伝達隔壁装置１７の入力ポートに加わる圧力を、陽圧バルブ３０及び陰圧バルブ３１を交互に開閉駆動することにより、第１圧力タンク２５及び第２圧力タンク２７の圧力に切り換える。この切り換えのタイミングは、患者の心臓の拍動に合わせて行われるように、図２の血圧変動測定装置による測定結果に基づいて、制御手段３２によって制御される。

上述した実施形態によれば、陽圧バルブ３０及び陰圧バルブ３１を開状態に設定してポンプ１５の駆動モータを始動させ、所定の目標回転数になるまでは、陽圧バルブ３０及び陰圧バルブ３１をそのまま開いておくようにしたので、陽圧バルブ及び陰圧バルブの両方を閉状態に設定して始動する従来技術と比較して、始動時の抵抗が小さくなり、ポンプ１５の駆動モータに加わる負荷を軽減することができる。従って、消費電力を低減することができるので、経済的であるとともに、ポンプ１５の駆動モータの駆動のために搭載されるバッテリー（蓄電池）として、より小型のものを用いることができ、装置の小型化を図ることができる。加えて、駆動モータやこれに電力を供給する電源ユニットとしても、よりパワーの小さいものを採用することも可能なので、これによっても、装置の小型化を図ることができる。

また、上述した実施形態では、大気開放バルブ３６及び分岐管１６ｃを追加的に設けるとともに、始動時において、陽圧バルブ３０及び陰圧バルブ３１を開状態に設定することに加えて、大気開放バルブ３６をも開状態に設定しているため、さらに負荷を軽減でき、消費電力をさらに効果的に抑制することができる。即ち、ポンプ１５、陽圧タンク２５，陽圧バルブ３０、陰圧バルブ３１、陰圧タンク２７、及びこれらを接続する配管（１６，１６ａ，１６ｂ）により構成される回路が閉回路であると、前回の運転時における残圧が該回路内に残ったままとなっている場合があり、その場合に該残圧が始動時の負荷（抵抗）となるが、大気開放バルブ３６をも開状態とすることにより、かかる残圧が開放され、ポンプ１５の駆動モータの始動時に加わる負荷をさらに小さくすることができる。但し、前記回路が閉回路のまま（すなわち、大気開放バルブ３６を閉状態にしたまま）であっても、陽圧バルブ３０及び陰圧バルブ３１を開状態に設定することにより、それなりの負荷低減効果は実現できるので、大気開放バルブ３６及び分岐管１６ｃは省略してもよい。

さらに、上述した実施形態では、始動時におけるポンプ１５の駆動モータの目標回転数になるまでの回転数を所定レートで徐々に上昇させるようにしたので、一気に上昇させていた従来技術と比較して、消費電力をさらに軽減することができる。

上述した実施形態では、被駆動機器として、バルーンカテーテルを用いているが、本発明に係る膨張・収縮駆動装置は、膨張及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。

なお、以上説明した実施形態は、本発明の理解を容易にするために記載されたものであって、本発明を限定するために記載されたものではない。したがって、上述した実施形態に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物をも含む趣旨である。

１…バルーンカテーテル
２…バルーン
１４…二次配管系
１５…ポンプ
１６…一次配管系
１６ａ，１６ｂ，１６ｃ…分岐管
１７…圧力伝達隔壁装置
２５…第１圧力タンク（陽圧タンク）
２７…第２圧力タンク（陰圧タンク）
３０…陽圧バルブ
３１…陰圧バルブ
３２…制御手段
３６…大気開放バルブ

Claims (2)

1. 二次配管を介して被駆動機器がその出力ポートに接続された圧力伝達隔壁手段と、
   前記圧力伝達隔壁手段の入力ポートに接続された一次配管と、
   前記一次配管からそれぞれ分岐された第１分岐配管及び第２分岐配管と、
   前記第１分岐配管がその排気口に接続されるとともに、前記第２分岐配管がその吸気口に接続された圧力発生手段と、
   前記第１分岐配管に介装された第１電磁弁と、
   前記第２分岐配管に介装された第２電磁弁と、
   前記被駆動機器が膨張及び収縮を繰り返すように、前記第１電磁弁及び前記第２電磁弁のそれぞれの開閉を制御する制御手段とを備え、
   前記制御手段は、前記圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまでは、前記第１電磁弁及び前記第２電磁弁を開状態に設定することを特徴とする医療用膨張・収縮駆動装置。
2. 前記一次配管を大気開放する第３電磁弁をさらに備え、
   前記制御手段は、前記圧力発生手段が運転開始から所定の状態になるまでは、前記第１電磁弁及び前記第２電磁弁を開状態に設定することに加えて、前記第３電磁弁をも開状態に設定することを特徴とする請求項１に記載の医療用膨張・収縮駆動装置。

Images