JPS60103966A - Drive pump of cardiac ventricle auxiliary apparatus - 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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 不発明む、１人］“心臓（血液ポンプ）等の心室補助装
置の駆動ポンプに関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION This invention relates to a drive pump for a ventricular assist device such as a heart (blood pump).

人」４心臓の心室補助装置を駆動するポンプ（コンプレ
ツサ、真空ポンプ）としては、オイルレスで小型軽呈で
かつ制御が容易に行なえることが望ましい。このような
ポンプとして、例えばリニアモータ駆動ポンプが知られ
ている。このポンプは、第１図に示すように、ピストン
１と電磁石２とシリンダ３とスプリング４とからなり、
交流電源Ｖからの電流を整流器りで半波整流して電磁石
２に通電することによりピストン１が往復動して空気を
吸引し、吐出する。すなわち、通電時（第２図実線時）
にピストン１がスプリング４に抗し電磁石２に吸引され
て、シリンダ３の吸込口３ａから空気を吸い込み、非通
電時（同図点線時）にスプリング４の弾撥力によりピス
トン１が押し出されて、シリンダ３の吐出口３ｂからシ
リンダ３内の空気を圧縮して吐出する。As a pump (compressor, vacuum pump) for driving the ventricular assist device of a human heart, it is desirable that it be oil-free, small and light, and that it can be easily controlled. For example, a linear motor-driven pump is known as such a pump. As shown in FIG. 1, this pump consists of a piston 1, an electromagnet 2, a cylinder 3, and a spring 4.
By half-wave rectifying the current from the AC power source V using a rectifier and energizing the electromagnet 2, the piston 1 reciprocates to suck in and discharge air. In other words, when energized (solid line in Figure 2)
The piston 1 resists the spring 4 and is attracted by the electromagnet 2, sucking air from the suction port 3a of the cylinder 3, and when the power is not energized (dotted line in the figure), the piston 1 is pushed out by the elastic force of the spring 4. , the air inside the cylinder 3 is compressed and discharged from the discharge port 3b of the cylinder 3.

しかし、上記ポンプでは原理的に電流効率が５０（実−
１１１値４０％〉であり、このポンプを複数台使用する
心室補助装置の駆動源にそのまま適用すると種々の不都
合が生じる。すなわち、心室補助装置は手術室など場所
の狭いところで使用することが多いので、その駆動源と
して小型のものが要求される。しかし、複数台のりニア
モータ駆動ポンプを電流効率５０％で運転（同相運転）
する場合、医療用器械として必須である絶縁トランスと
して容けの大きいものを必要とし、ポンプ自体が小型で
あるにもかかわらず装置全体が大型化する不都合がある
。また、圧力波形の脈動が大きく、これがポンプに接続
された配管、タンク等に振動を与えて、騒音を発生さ−
ｌる原因となる。However, in principle, the current efficiency of the above pump is 50 (actual -
111 value of 40%>, and if this pump is directly applied as a drive source for a ventricular assist device using a plurality of units, various problems will occur. That is, since ventricular assist devices are often used in confined spaces such as operating rooms, a small-sized drive source is required. However, multiple linear motor-driven pumps are operated at a current efficiency of 50% (in-phase operation).
In this case, a large-capacity isolation transformer, which is indispensable for medical equipment, is required, and there is a disadvantage that the entire device becomes large despite the fact that the pump itself is small. In addition, the pressure waveform has large pulsations, which vibrates the pipes, tanks, etc. connected to the pump, causing noise.
This may cause damage.

本発明は］２記事情に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、上述のような不都合が生じるおそれの
ない心室補助装置の駆動ポンプを提供することである。The present invention has been made in view of the above two circumstances, and its object is to provide a driving pump for a ventricular assist device that is free from the above-mentioned disadvantages.

ずなわぢ、本発明は、電磁石の通電時にスプリングの＋
ｊｌｉｊ　１８力に抗してピストンを吸引してシリンダ
内に気体を吸い込み、非通電時に該スプリングの弾撥力
によりピストンを押し出してシリンダ内の気体を圧縮し
て吐出するりニアモータ駆動ポンプを複数台装備し、一
方のりニアモータ駆動ポンプと他方のりニアモータ駆動
ポンプの電磁石を相互に巻線電流方向が逆相となるよう
に接続して構成したことを特徴としている。Zunawaji, the present invention has the advantage that when the electromagnet is energized, the spring is
jlij 18 Gas is drawn into the cylinder by suctioning the piston against the force, and when the power is not energized, the piston is pushed out by the elastic force of the spring to compress and discharge the gas in the cylinder, and multiple near motor driven pumps are used. The electromagnets of one linear motor-driven pump and the other linear motor-driven pump are connected to each other so that the winding current directions are in opposite phases.

したがっ゛６本発明によれば、電流効率を向上させるこ
とができ、電源トランスとして大容量のものを必要とせ
ず、駆動装置全体を小型化でき、また圧力波形の脈動を
小さくして騒音の発生を阻止することができる。Therefore, according to the present invention, the current efficiency can be improved, a large-capacity power transformer is not required, the entire drive device can be downsized, and the pulsation of the pressure waveform can be reduced to reduce noise generation. can be prevented.

以下本発明の一実施例を図面を参照して説明する。An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.

第３図は本発明の第一実施例を示している。この実施例
によると、必要とする空気吐出量のほぼ１／２の空気を
吐出するポンプＰＩ、Ｐ２を組合せてコンプレッサＣを
構成している。FIG. 3 shows a first embodiment of the invention. According to this embodiment, a compressor C is configured by combining pumps PI and P2 that discharge approximately 1/2 of the required air discharge amount.

各ポンプＰＩ、Ｐ２はピストン７と電磁石８とシリンダ
９とスプリング１０とから構成されていて、電磁石８の
巻線８ａが相互に巻線電流方向が逆相となるように接続
されている。各シリンダ９．９の吸入口９ａ　、９ａは
空気人口１１に接続され、また吐出口９ｂ、９ｂば空気
出口１２に接続されている。Each pump PI, P2 is composed of a piston 7, an electromagnet 8, a cylinder 9, and a spring 10, and the windings 8a of the electromagnets 8 are connected so that the winding current directions are opposite to each other. The inlet 9a, 9a of each cylinder 9.9 is connected to an air intake 11, and the outlet 9b, 9b to an air outlet 12.

上記コンプレッサＣでは、交流電源Ｖから整流器りを介
して一方のポンプＰＩの電磁石８と他方のポンプＰ２の
電磁石８に交互に通電される（第４図参照）。したがっ
て、ポンプＰ１に例えば定格電流３Ａのものを一使用し
、ポンプＰ２に同じく２Ａのものを使用する場合、３Ａ
の容量の電源トランス（絶縁トランス）でずむ。ポンプ
Ｐ＋、Ｐ２を同相運転する場合には５Ａの容量の電源ト
ランスが必要となる。In the compressor C, the electromagnet 8 of one pump PI and the electromagnet 8 of the other pump P2 are alternately energized from the AC power source V via a rectifier (see FIG. 4). Therefore, if the pump P1 is used with a rated current of 3A, and the pump P2 is also used with a rated current of 2A,
Power transformer (isolation transformer) with a capacity of When pumps P+ and P2 are operated in the same phase, a power transformer with a capacity of 5A is required.

また、各ポンプＰＩ、Ｐ２のシリンダ９，９がら交互に
圧縮空気が吐出され、１サイクルで必要量の空気が吐出
される。Further, compressed air is alternately discharged from the cylinders 9, 9 of each pump PI, P2, and a necessary amount of air is discharged in one cycle.

必°ｙ！とする空気容量を有するポンプを１台使用して
コンプレッサとした場合、半サイクルで必要量の空気を
吐出し、他の半サイクルでは空気の吐出を休止している
ため、吐出される空気の圧力波形の脈動は大きいものと
なる。これに対し、上述の如く、半サイクルで必要量の
１／２の空気を吐出し、他の半サイクルで残りの１／２
の空気を吐出すると、ｊ１ニカ波形の１１１に動を大中
に小さくすることができる。Must be! If a compressor is made using one pump with an air capacity of The pulsation of the waveform becomes large. On the other hand, as mentioned above, 1/2 of the required amount of air is discharged in one half cycle, and the remaining 1/2 is discharged in the other half cycle.
When air is discharged, the movement of the j1 waveform can be reduced to 111 to a large extent.

第５図は」二連のｍｌンプレソザＣを血液ポンプの駆動
装置に適用した一例を示している。コンプレッサＣの空
気出口１２が調圧弁１３を介して正圧タンク１４に接続
されていて、各ボン７’Ｐ＋、Ｐ２で加圧された圧縮空
気が正圧タンク１４内に供給されている。正圧タンク１
４ば電磁切換弁１５を介して例えばサック型の血液ポン
プ１６に接続されていて、圧縮空気を該血液ポンプ１６
に送る。FIG. 5 shows an example in which a double ml pump pump C is applied to a blood pump drive device. An air outlet 12 of the compressor C is connected to a positive pressure tank 14 via a pressure regulating valve 13, and compressed air pressurized by each cylinder 7'P+, P2 is supplied into the positive pressure tank 14. Positive pressure tank 1
4 is connected to, for example, a sack-type blood pump 16 via an electromagnetic switching valve 15 to supply compressed air to the blood pump 16.
send to

電磁切換弁１５が正圧タンク１４側に切換ゎったとき、
圧縮空気が血液ポンプ１６に送られて、血液ポンプ１６
の血液排出用導管（図示せず）より血液が排出され、電
磁切換弁１５が大気側に切換わったとき、血液ポンプ１
６内の圧縮空気が大気に放出されて、血液導入用導管（
図示せず）より血液が導入される。When the electromagnetic switching valve 15 switches to the positive pressure tank 14 side,
Compressed air is sent to blood pump 16 to
When blood is discharged from the blood discharge conduit (not shown) and the electromagnetic switching valve 15 is switched to the atmosphere side, the blood pump 1
The compressed air in 6 is released to the atmosphere and the blood introduction conduit (
(not shown).

この実施例では、コンプレッサＣがら送られる圧縮空気
の圧力波形の脈動が小さいため、調圧弁１３、正圧タン
ク１４、配管類等がほとんど振動せず、騒音が少ない。In this embodiment, since the pulsation of the pressure waveform of the compressed air sent from the compressor C is small, the pressure regulating valve 13, positive pressure tank 14, piping, etc. hardly vibrate, resulting in less noise.

また、電源トランスＴとして小容量のものが使用でき、
駆動装置全体の小型化を図ることができる。すなわち、
血液ポンプ１６等の心室補助装置に使用する場合、ポン
プＰＩ、Ｐ２の電源トランスとしては絶縁１−ランスを
使用することが必須条件とされるが、この絶縁トランス
は容量が大きくなると絶縁対策−に、通常のトランスに
比して大型化する割合が大きく、このため上述の如く小
容量でずむようにすると絶縁トランスとして小型のもの
を使用でき、ポンプＰＩ、Ｐ２を同相運転してご１ンプ
レノザを構成する場合よりも駆動装置全体が小型化する
。また、直流電源（バッテリ）とインバータを使用した
場合でも、インバータの容量が小さくなり、駆動装置全
体が小型化する。In addition, a small capacity transformer can be used as the power transformer T.
The entire drive device can be made smaller. That is,
When used in a ventricular assist device such as the blood pump 16, it is essential to use an insulation lance as the power transformer for pumps PI and P2, but as the capacity of this insulation transformer increases, insulation measures are required. , the proportion of the size of the transformer is larger than that of a normal transformer, so if the capacity is small as described above, a small one can be used as an isolation transformer, and the pumps PI and P2 can be operated in the same phase to form a single pump pump. The entire drive device becomes smaller than in the case where the Further, even when a DC power source (battery) and an inverter are used, the capacity of the inverter becomes smaller, and the entire drive device becomes smaller.

さらに、：ＪンプレソサＣを構成するポンプＰ＋、１）
２を同一・基板上に配置して、ピストン７の中心軸線が
ほぼ同一・線上に位置するようにすると、ピストン７の
動きが互いに反対方向であるため、一方のポンプＩ）Ｉ
で発生ずると振動と他方のポンプＰ　２で発生ずる振動
とが互いに打消し合って、コンブレッジ′Ｃ自体で生し
る振動を小さくすることができる。Furthermore: Pump P+, 1) constituting Jumpressosa C
2 on the same board so that the central axes of the pistons 7 are located on the same line, the pistons 7 move in opposite directions, so one pump I)
The vibrations generated by the pump P2 and the vibrations generated by the other pump P2 cancel each other out, thereby making it possible to reduce the vibrations generated by the combiner 'C itself.

第６図は本発明の第二実施例を示している。この実施例
によると、ポンプＰＩ、Ｐ２を使用し、一方のポンプＰ
＋をコンプレッサＣとし、他方のポンプＰ２を真空ポン
プＶＣとしている。そして、コンプレッサＣとなる一方
のポンプＰ１の吐出口９ｂを調圧弁１３を介して正圧タ
ンク１４に接続し、また真空ポンプＶＣとなる他方のポ
ンプＰ２の吸入口９ａを調圧弁１７を介して負圧タンク
１８に接続している。FIG. 6 shows a second embodiment of the invention. According to this embodiment, pumps PI, P2 are used, and one pump P
+ is a compressor C, and the other pump P2 is a vacuum pump VC. Then, the discharge port 9b of one pump P1 serving as the compressor C is connected to the positive pressure tank 14 via the pressure regulating valve 13, and the inlet port 9a of the other pump P2 serving as the vacuum pump VC is connected via the pressure regulating valve 17. It is connected to the negative pressure tank 18.

電磁切換弁１５を切換えて、正圧タンク１４と負圧タン
ク１８から正圧と負圧を血液ポンプ１６に交互に作用す
ることにより、該血液ポンプ１６を駆動する。The blood pump 16 is driven by switching the electromagnetic switching valve 15 to alternately apply positive pressure and negative pressure from the positive pressure tank 14 and the negative pressure tank 18 to the blood pump 16.

この実施例では、前述の実施例のように圧力波形の脈動
を小さくすることばできないが、１台のポンプＰＩ、Ｐ
２を同一基板上に配置して、ピストン７の中心軸線がほ
ぼ同一線上に位置するようにすると、ピストン７の動き
が互いに反対方向であるため、ポンプＰＬ、Ｐ２自体で
生しる振動を小さくすることができる。In this embodiment, although it is impossible to reduce the pulsation of the pressure waveform as in the previous embodiment, one pump PI, P
2 on the same board so that the central axes of the pistons 7 are located on the same line, the pistons 7 move in opposite directions, so the vibrations generated by the pumps PL and P2 themselves can be reduced. can do.

また、前述の実施例と同様に小容量の電源トランスでず
み、駆動装置全体の小型化を図ることができる。Further, as in the above-described embodiments, a small capacity power transformer is used, and the entire drive device can be made smaller.

」二記両実施例では、ポンプＰ１とＰ２を使用した場合
を示したが、これに限定されない。例えば、電流容ｈ￥
、２Δ、３Ａ、］、５Ａの３台のポンプを使用し、２Ａ
のポンプと１．５Ａのポンプを組み合わせ、ごれらポン
プ（合計電流容量３．５Ａ）と３Ａのポンプの電磁石を
相互に巻線電流方向が逆相となるように接続してもよい
。また、２Ａ、３Ａ。In both embodiments, the pumps P1 and P2 are used, but the present invention is not limited thereto. For example, current capacity h\
, 2Δ, 3A, ], 5A, and 2A.
A pump of 1.5A and a pump of 1.5A may be combined, and the electromagnets of the pump (total current capacity 3.5A) and the 3A pump may be connected so that the winding current directions are in opposite phases. Also, 2A, 3A.

１．５Δ、ＩＡ、２．５Ａの５台のポンプを使用し、２
へのポンプと３へのポンプを組み合わせ（合計電流容量
５Δ）、また１、５へのポンプとＩへのポンプと２．５
へのポンプを組み合わせて（合計電流容＠５△）、これ
らポンプの電磁石を相互に巻線電流方向が逆相となるよ
うに接続してもよい。このように、合１１７Ｉｉ流容量
をほぼ等しくさセると、電流効率を向上さ−ＩＪる上で
好ましい。特に、同−８呈のポンプを偶数台使用した場
合には、電流効率が１００％（実測値で８０％）となる
。なお、第一・実施例のように容量の異なるポンプを偶
数台組み合わせた場合でも、電流容量の大きいポンプの
電流値以上は消費されず、電流効率は向上する。Using 5 pumps of 1.5Δ, IA, and 2.5A, 2
Combining the pump to and the pump to 3 (total current capacity 5Δ), and also the pump to 1, 5, the pump to I, and 2.5
(total current capacity @5Δ), and the electromagnets of these pumps may be connected so that the winding current directions are in opposite phases. In this way, it is preferable to set the total current capacity to be approximately equal in order to improve the current efficiency. In particular, when an even number of -8 pumps are used, the current efficiency is 100% (actually measured value is 80%). Note that even when an even number of pumps with different capacities are combined as in the first embodiment, the current value greater than the current value of the pump with a larger current capacity is not consumed, and the current efficiency is improved.

また、血液ポンプ１６に適用した場合を示したが、人工
呼吸器、大動脈内バルーンポンプを駆動するのにも適用
することができる。Further, although the case where the present invention is applied to the blood pump 16 is shown, it can also be applied to driving an artificial respirator or an intra-aortic balloon pump.

以上説明したように本発明によれば、電磁石の通電時に
スプリングの弾撥力に抗してピストンを吸引してシリン
ダ内に気体を吸い込み、非通電時に該スプリングの弾撥
力によりピストンを押し出してシリンダ内の気体を圧縮
して吐出するりニアモータ駆動ポンプを複数台装備し、
一方のりニアモータ駆動ポンプと他方のりニアモータ駆
動ポンプの電磁石を相互に巻線電流方向が逆相となるよ
うに接続しているので、電流効率を向上させることがで
き、また電源トランス（絶縁Ｉ−ランス）として同相運
転の場合よりも小容量のものですみ、駆動装置全体の小
型化を図ることができる。また、圧力波形の脈動を小さ
くしたり、ポンプ自体の振動を打ち消したりして、騒音
の発生を少なくすることが可能である。As explained above, according to the present invention, when the electromagnet is energized, the piston is attracted against the elastic force of the spring to draw gas into the cylinder, and when the electromagnet is not energized, the piston is pushed out by the elastic force of the spring. Equipped with multiple near-motor driven pumps that compress and discharge the gas in the cylinder,
Since the electromagnets of one linear motor-driven pump and the other linear motor-driven pump are connected so that the winding current directions are in opposite phases, current efficiency can be improved, and the power transformer (insulated I-lance ), the capacity can be smaller than in the case of in-phase operation, and the entire drive device can be made smaller. Furthermore, it is possible to reduce the generation of noise by reducing the pulsation of the pressure waveform and canceling out the vibrations of the pump itself.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]

第１図はりニアモータ駆動ポンプのブロック図、第２図
はその駆動電流波形図、第３図は本発明の第一実施例を
示すブロック図、第４図はその駆動電流波形図、第５図
は血液ポンプに適用した一例を示すゾし１ツク図、第６
図は本発明の第二実施例を示すブロック図である。 ７・・・・・・ピストン、８・・・・・・電磁石、９・
・・・・・シリンダ、９ａ・・・・・・吸入口、９ｂ・
・・・・・吐出口、１０・・・・・・スプリング、Ｃ・
・・・・・コンプレツサ、ＶＣ・・・・・・真空ポンプ
、ＰＩ、Ｐ２・・・・・・ポンプ。Fig. 1 is a block diagram of the beam near motor-driven pump, Fig. 2 is its drive current waveform diagram, Fig. 3 is a block diagram showing the first embodiment of the present invention, Fig. 4 is its drive current waveform diagram, and Fig. 5 Figure 6 shows an example of application to a blood pump.
The figure is a block diagram showing a second embodiment of the present invention. 7...Piston, 8...Electromagnet, 9.
...Cylinder, 9a...Intake port, 9b.
...Discharge port, 10...Spring, C.
...Compressor, VC...Vacuum pump, PI, P2...Pump.

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 電磁石の通電時にスプリングの弾撥力に抗してピストン
を吸引してシリンダ内に気体を吸い込み、非１１１Ｊ？
［ｉ時に該スプリングの弾撥力によりピストンを押し出
してシリンダ内の気体を圧縮して吐出するりニアモータ
駆動ポンプを複数台装備し、一方のりニアモ−タ駆動ポ
ンプと他方のりニアモータ駆動ポンプの電磁石を相互に
巻線電流方向が逆相となるように接続して構成したこと
を特徴とする心室補助装置の駆動ポンプ。When the electromagnet is energized, the piston is attracted against the elastic force of the spring and gas is sucked into the cylinder.
[At the time of i, the piston is pushed out by the elastic force of the spring to compress and discharge the gas in the cylinder.A plurality of near-motor-driven pumps are equipped, and the electromagnets of one linear near-motor-driven pump and the other linear motor-driven pump are connected. 1. A drive pump for a ventricular assist device, characterized in that the windings are connected so that the winding current directions are in opposite phases.