(57)【要約】脈動圧力によって流体供給システム用の補助ポンプを制御する方法である。たとえば、心臓補助ポンプを一定の回転数で駆動する場合、心室が非収縮相であるときにも、補助ポンプを通じて血液が供給される。本発明の方法によれば、補助ポンプの入力側と出力側との圧力差が連続的に求められ、求められた圧力差が所定の値よりも小さくならず、流量が零より少なくならないように補助ポンプの回転数が制御されるように、補助ポンプがメイン・ポンプの圧力相で単にメイン・ポンプを補助するように働く。
2005514962.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
脈動圧力によって流体供給システム用の補助ポンプを制御する方法であって、
補助ポンプの入力側と出力側との圧力差、ならびに補助ポンプ内の流量が連続的に求められ、求められた圧力差が所定の値よりも小さくならず、流量が零より少なくならないように、補助ポンプの回転数が制御されることを特徴とする方法。
【請求項２】
電子的に整流される同期モータと、回転子の磁気的な位置制御を行う永久磁気支持コイルおよび制御コイルとを有する軸方向ポンプが補助ポンプとして使用され、
位置制御の値として存在する、制御コイルの制御電流および実際の回転子位置から、回転子に対する、圧力差に比例する干渉力が求められるように、補助ポンプの入力側と出力側との圧力差が求められることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
実際の回転数および補助ポンプの特性フィールドである事前に測定された差圧／体積流量に対する圧力差によって、補助ポンプ内の流量が求められることを特徴とする、請求項１または２に記載の方法。
【請求項４】
補助ポンプの回転数が所定の最大値に限定されることを特徴とする、請求項１から３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】
回転数を制御するのにPIDコントローラが用いられることを特徴とする、請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】
回転子の回転数と回転子の回転数の所定の最大値との比較から求められる補正値が、所望の圧力差値に足されることを特徴とする、請求項１から５のいずれか一項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（技術分野）
本発明は、脈動圧力によって流体供給システム用の補助ポンプ（サポート・ポンプ）を制御する方法に関する。
【０００２】
（背景技術）
流体供給システム内の脈動ポンプを補助する他のポンプを設けることが知られている。このような補助ポンプは通常、一定の回転数で駆動される。補助ポンプの特性線である差圧／体積流量に応じて、入力圧力が上昇し、その結果供給高さ（入力圧力と出力圧力の差）が変化すると、補助ポンプは、その体積流量が増えることによって応答する（逆の場合も同様である）。しかし、低圧相でも、すなわち、入力圧力が、零ではないがより小さな値に低下したときも、補助ポンプ内の体積流量が少なくなる。
【０００３】
差圧／体積流量、すなわち、ポンプの特性線が険しいほど、この相での残りの体積流量は多くなる。このため、体積流れが停止し、メイン・ポンプを含む、補助ポンプの前方に配置された供給システムは、陰圧の作用を受け、したがって、様々な欠点がもたらされる。たとえば、依然として流れる流体は、メイン・ポンプのポンプ・チャンバに流入するときに激しい乱流を受ける。
【０００４】
特に影響を受けやすい流体供給システムは血流である。血液は、心臓のリズミカルな収縮によって駆動され、密閉血管系内を循環する。数年前から、心臓の機能に障害があるときに、心臓のまだ存在する鼓動を補助する血流補助ポンプが使用されている。血液は、心弁を迂回することによって左心室から補助ポンプに導かれ、そこから大動脈に導かれる。このような補助ポンプは、脈動ポンプとしての排水量原則に従うと共に半径方向または軸方向のフロー・マシンのターボ原則に従って構成することができる。排水量原則に従う脈動ポンプは、心臓の鼓動との同期に必要な経費のために、有利ではないことが分かっている。ターボ原則に従って動作するポンプでは、寸法が小さいため軸方向ポンプが好ましい。
【０００５】
既知の軸方向血液ポンプは基本的に、外側の円筒状チューブから成り、このチューブ内で、外側に配置されたモータ固定子の回転子として形成された供給要素が回転し、血液を軸方向に移動させる。さらに、回転子を接触なしに磁気的に支持することが知られている。このような補助ポンプは、国際公開広報第WO 00/64030号によって知られている。
【０００６】
このようなポンプを一定の回転数で駆動する場合、上述の条件のために、心室が非収縮相であるときにも補助ポンプによって血液が供給される。
【０００７】
本発明の目的は、補助ポンプ内の体積流量がメイン・ポンプの圧力相で単にメイン・ポンプを補助するように働く方法を提供することである。
【０００８】
（発明の開示）
この目的は、請求項１の特徴によって解決される。適切な実施態様は従属請求項の主題である。
【０００９】
これによれば、補助ポンプの入力側と出力側との圧力差、ならびに補助ポンプ内の流量が絶えず求められる。補助ポンプの回転数は、求められた圧力差が所定の値よりも小さくならず、流量が零より少なくならないように制御される。
【００１０】
補助ポンプとしての本発明の好ましい実施態様によれば、電子的に整流される同期モータと、回転子を磁気的に支持し制御する永久磁気支持コイルおよび制御コイルとを有する軸方向ポンプが使用され、支持制御の値として存在する、制御コイルの制御電流および実際の回転子位置から、回転子に対する、圧力差に比例する干渉力が求められるように、補助ポンプの入力側と出力側との圧力差が求められる。同時に、実際の回転数および補助ポンプの特性フィールドである所定の差圧／体積流量に対する圧力差によって、補助ポンプ内の流量を求めることができる。
【００１１】
（発明を実施するための最良の形態）
以下に、この方法の実施形態としての血流補助ポンプによって本発明を詳しく説明する。
【００１２】
図１は、軸方向の流れを有する血液ポンプの特性フィールドを示している。各特性線はそれぞれ、特定の回転数での単位時間当たり供給体積に対するポンプの圧力（供給高さ）の急激な変化の依存性を示している。一定の回転数での動作中には、ポンプの動作点も特性線に沿って移動している。
【００１３】
圧力差が所与の変化を示す間の流量の変化の程度は、特性線の険しさに依存する。この値を視覚的に変化させるには、瞬間的な供給高さに応じてポンプの回転数を変化させる必要がある。この場合、作動点は、もはや一定の回転数の線に沿っては移動せず、いくつかの異なる回転数の線の間をさまよう。この場合、影響を与えるべきパラメータは回転数である。供給高さを所定の値だけ高くすることによって、流量の減少を、自然ポンプ特性線による所定の値よりも多くする必要がある場合、回転子の回転数を、供給高さを高くすることによって少なくし、供給高さを低くすることによって多くする必要がある。これにより、作動点が特性フィールド内をさまよい、したがって、ポンプの特性線の険しさが視覚的に緩やかになる。
【００１４】
自然血流システムの場合、心拡張相中に血液が心臓に戻らないという条件が妥当である。完全な血流システムでは、心弁がこの機能を実行する。したがって、血液ポンプも心弁の機能を模倣する必要がある。したがって、本発明による制御の場合、供給高さおよび体積流量を知る必要がある。これらの値は、適切な検知機構によって求めることができる。しかし、これらの値は、ポンプ駆動装置の制御データから特定のポンプ・タイプを適切に選択することによって求めることもできる。
【００１５】
図２は、この方法の実現態様に適したこのような軸方向補助ポンプを示している。血液補助ポンプの駆動装置は、電子的に整流される同期モータの原則に従って動作する。モータは、金属板パケット31、巻線33、および鉄製磁束戻りフック2、2aを備える固定子と、永久磁石鉄心を有する回転子５とを有している。固定子は、流体、この場合は血液が軸方向に供給される管状の中空本体１を密閉している。回転子５は、接触しないように磁気的に支持されている。
【００１６】
磁気支持体は、回転子端部側面にある永久磁石42、42aと、案内装置６および７の端部側面にある永久磁石41、41aから成っている。案内装置６、７は、管状の中空本体１の内側の壁に取り付けられている。
【００１７】
この磁気支持体には、さらに制御コイル12、12aが属している。案内装置６、７内のセンサ・コイル43、43aおよびそれに向かい合う短絡リング80、80aは、実際の回転子位置を測定する働きをする。
【００１８】
永久磁石対41、42；41a、42aはそれぞれ、互いに引き付けあう。永久磁石対は磁気的に直列に配置されている。
【００１９】
回転子５は、追加の安定化なしに、一方の側に取り付けられており、軸方向に不安定な均衡が存在する。半径方向では、両方の磁石対が互いに心合わせするように働き、したがって、半径方向位置は能動的に安定する。
【００２０】
制御コイル12、12aは、電気的に直列に接続されており、電流によって一方の磁石対の磁界が弱まり、他方の磁石対の磁界が強くなるように磁気的に配置されている。磁束戻り経路は、固定子の鉄製磁束戻りフック2、2aおよび金属シート・パケット31を介して得られる。
【００２１】
回転子５の軸方向位置は、センサ・コイル43、43aによって判定することができる。センサ・コイル43、43aは、比較的高い周波数の電圧の作用を受ける。回転子５が軸方向に移動する間、センサ・コイル43、43aは相互に離調する。センサ・コイル43、43aをブリッジ接続状に配置することによって、回転子５の軸方向位置の測定信号を得ることができる。
【００２２】
軸方向の安定化は、制御回路を介して行われる。測定された回転子位置はコントローラの入力信号である。その出力信号、すなわち、調整電流は制御コイル12、12aに供給される。このようにして、２つの端部当接部間の回転子５の位置を制御することができる。次いで、この制御は、すべての磁力と機械的力の和が零になったときに無電流に切り換えられる。負荷のないモータでは、これは平均位置の場合である。したがって、制御電流はほぼ無限に小さい。回転子５は、軸方向の負荷を有するとき、永久磁石41、42；41a、42aの非対称的な力が干渉力を補償するまで作用力に対抗して移動する必要がある。この点で、制御電流は再び無限に小さくなる。
【００２３】
コントローラは、零電流制御用のI2部を有するPIDコントローラとして形成されている。コントローラは、ほぼ行過ぎなしに急激な（ジャンプ状の）干渉を制御することができる。この零点探索は、用途特有の干渉周波数の間制御電流取込みをほぼ零に保持するのに十分なほど高速である。
【００２４】
測定信号は、ブリッジ接続されたセンサ・コイル43、43aによって得られる。しかし、測定は、制御コイルの電流およびモータの電流の制御によって困難になる。このため、チューニング・アウト法を用いた場合、測定は、切換えインパルス間の干渉のない時間間隔中にのみ行われる。切換えインパルス持続時間中に、チューニング・アウトの前の最後の測定値が記憶される。
【００２５】
磁気的に支持されている回転子５を軸方向に安定化することによって、回転子５に作用する干渉力を推定することができる。回転子５に作用する力の和は、あらゆる時点で零になる必要がある。永久磁石システムの力、電磁石システムの力、および機械的力、特に圧力と、摩擦力、減衰力、および加速力は、互いに平衡を保つ必要がある。この前提条件の下では、求めるべき干渉力の周波数は、安定化制御回路の境界周波数と比べて低く、減衰力および加速力を無視することができる。したがって、干渉力は以下のように求められる。
【００２６】
干渉力＝制御電流ｘ電気的感度−回転子位置ｘ軸方向剛性
電磁感度は、磁気回路に応じた定数である。軸方向剛性は、回転子５を軸方向に特定の量だけ変位するのに必要であり、かつ関心対象の範囲内で一定である（回転子隙間約0.5mmから2.5mm）力の表現である。
【００２７】
干渉力によって、補助ポンプの比例する圧力ジャンプの値が得られ、回転数を制御する動的信号としてこの値を用いることができる。同時に、圧力差および既知のポンプ特性線を有するポンプの回転数によって体積流量を求めることができる。
【００２８】
特別の血液ポンプを選択し、回転子支持制御の既知のデータを適切に処理することによって、このように、圧力および流量用のセンサを完全に不要にすることができる。
【００２９】
ここに示す血液ポンプはまた、本発明による制御に関する他の理由で特に適切である。センサなしで整流される同期モータによって、ポンプ回転子を高角度で加速することができる。この加速およびそれに伴う、回転子５に対する軸方向および半径方向の力は、磁気支持体によって耐えられる。回転数の使用可能範囲は、半径方向の回転子サスペンションの共振周波数によって制限されることはない。共振は常に減衰される。このため、最小回転数から最大回転数に至る回転数の変化は、約50msで可能である。回転子の回転数の時間関数とポンプ流量の時間関数との間の遅延時間は見えない。
【００３０】
図３は、回転数を制御する可能な制御回路の一例を示している。補助ポンプの所望の供給高さは分岐21に入力される。所望の供給高さは、心臓がまだ発生できる自然圧力と、これに従って、補助ポンプが発生させる必要のある追加の圧力とに依存する。補助ポンプの入力側と出力側との、上述のように求められた圧力差は、比較器２３で所望の実際の比較を行うために分岐22における必要な供給高さとして入力される。これにより、制御偏差が生じ、この偏差は、PIDコントローラおよび後続のリミッタよって調整され、回転数の調整値が得られる。この調整値は、モータを制御することによって対応する回転数に変換される。
【００３１】
図４から６は、心収縮相および心拡張相における特性データの経時変化を示している。補助ポンプは、左心室からの駆血と大動脈との間に配置される。心臓の心室圧力は補助ポンプの入力圧力を形成し、補助ポンプ内の大動脈圧力は同時にその出力圧力である。
【００３２】
心収縮相では、心室の自然圧力と所望の大動脈圧力との圧力差を補助ポンプによって生じさせる必要がある。拡張相では、血液の心室への戻り流のみを妨げるべきである。
【００３３】
図５は、これらの条件によってもたらされる補助ポンプの供給高さを示している。供給高さの所望の値は、平均大動脈圧力の２分の１に概ね対応する。圧力がこの所望の値よりも低くなった場合、回転数の制御が始まり、次いでポンプが、必要に応じて最大回転数まで加速され、大動脈に血液を供給する。心室の圧力が低下している間に再び供給高さが高くなった場合、心拡張相に達するまで回転数の調整値が小さくなり、それと共に回転子の回転数が減少する。
【００３４】
分岐24での体積流量に負の値のみを導入し、すなわち、心室への可能な逆流を、制御増幅器ｋを介して比較器23上に導入することにより、心拡張相において、体積流量が、零より少なくならず、零に近い値に維持されるような回転数が確実に維持される。
【００３５】
本実施形態では、所望の供給高さはさらに、回転子の実際の回転数を回転子の最大回転数と比較することによって求められる補正値の影響を受ける。分岐25に存在する回転子の回転数が、分岐26における回転子の所定の最大回転数を超えた場合、この偏差は、制御増幅器k1を介して増幅され、負の符号と共に比較器27に供給され、比較器27において、所望の供給高さが適用される。したがって、供給高さの制御すべき所望の実際の偏差は、回転子の最大回転数に達する際に事前に制限される。
【００３６】
図７は、供給高さおよび体積流量の変化を対比して示している。図８は、ポンプが一定の回転数で動作する間の心室における圧力の変化を示している。ポンプが、心拡張相でも血液を汲み出し、心室を空にすることが分かる。心臓の所望の圧力放出は実現されていない。
【００３７】
この実施形態に示されている方法を用いた場合、同期手段によって２つの動作条件を区別する必要なしに、混乱を生じさせ追加の経費をもたらす検知機構を無くすだけでなく、流体供給システムに存在する脈動体積流れを補助することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
軸方向ポンプの特性フィールドを示す図。
【図２】
この方法の実現形態に適した心臓補助ポンプを示す図。
【図３】
本発明による制御の一例のブロック図。
【図４】
心臓補助ポンプにおける圧力の変化を示す図。
【図５】
心臓補助ポンプにおける供給高さの変化および体積流量の変化を示す図。
【図６】
心臓補助ポンプの回転数の変化を示す図。
【図７】
供給高さの変化と体積流量の変化を対比して示す図。
【図８】
一定の回転数で駆動される心臓補助ポンプにおける圧力の変化を示す図。
【符号の説明】
２  鉄製磁束戻りフード
2a  鉄製磁束戻りフード
５  回転子
６  案内装置
７  案内装置
12  制御コイル
12a  制御コイル
21  分岐
22  分岐
23  比較器
24  分岐
25  分岐
26  分岐
27  比較器
31  金属シート・パケット
33  巻線
41  永久磁石
41a  永久磁石
42  永久磁石
42a  永久磁石
43  センサ・コイル
43a  センサ・コイル
ｋ  制御増幅器
k1  制御増幅器
80  短絡リング
80a  短絡リング
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
2005514962.tif 000009
【図８】
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【国際調査報告】
2005514962.tif 000011
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2005514962.tif 000014
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