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