JP3053871B2

JP3053871B2 - 手術台用エアーマット

Info

Publication number: JP3053871B2
Application number: JP7528114A
Authority: JP
Inventors: 山田　　正明
Original assignee: 帝国臓器製薬株式会社
Priority date: 1994-04-28
Filing date: 1995-04-26
Publication date: 2000-06-19
Anticipated expiration: 2015-06-19

Description

【発明の詳細な説明】技術分野本発明はエアーマットに関し、特に手術台用のエアー
マットに関する。

背景技術人がベッド上に寝ると、ベッドと接する人体の下面は
その上に存在する人体の重力を受ける。血管、リンパ管
等の循環系器官は、圧迫されてその機能を減少させる。
健常人の場合は、寝返りを打って、重力により圧迫を受
ける場所を変え、循環系の機能を正常に維持する。

ところが、寝たきり老人や麻酔をされた患者のよう
に、自力で寝返りを打つことのできない人は、同一姿勢
でベッド上に寝た姿勢を保つことになる。長時間同一姿
勢で人がベッド上に寝ていると、ベッドに接する人体下
面部分は重力による圧迫によって循環機能を低減させ、
褥瘡を発生させる。褥瘡を防止するためには、人体の同
一箇所に長時間圧力（体圧）が印加されることを防止す
る必要がある。

褥瘡を防止することのできるエアーマットが開発され
ている。複数組の空気セルによってエアーマットを構成
し、空気セルの組に選択的に圧縮空気を供給する。圧縮
空気の供給が断続的にされると、圧縮空気が供給されな
い器官エアーマットと接する人体の表面部分は体圧から
開放され、循環系期間の機能を回復させる。

たとえば、人が横臥する面を多数の空気セルによって
構成されるエアーマットで形成し、空気セルを２組に分
け、圧縮空気を交互に２組の空気セルに供給する。する
と、エアーマット上に同一姿勢で寝ている人体において
も、人体が体圧を受ける場所が変化する。体圧を受ける
場所が変更されるため、褥瘡を防止することが可能とな
る。

このようなエアーマットによって、たとえば寝たきり
老人などの自力で身体を動かすことのできない人の介護
労力は大幅に軽減される。

ところで、手術においては、手術を受ける患者は麻酔
等を受け、自力で姿勢を変化させることはできなくな
る。また、手術を行う医師にとって患者の姿勢は同一に
保たれる必要がある。手術を受ける患者の褥瘡を防止す
るためには、患者の体重を支持する場所を変更すること
のできるエアーマットが極めて有効である。

手術中、医師は手術のためにその身体を動かし、体温
を上昇させる。手術室の室温が高いと、医師は発汗し、
汗が患者の患部に落下する危険性が生じる。このため、
手術室の室温は通常22〜25℃程度に冷却される。

ところで、手術を受ける患者は、手術中同一姿勢を保
つ。多くの場合、患者は麻酔を受け、その生体活動を低
下させている。冷房された室内に長時間患者が放置され
ると患者の体温は低下してしまう。手術中に体温を低下
させてしまった患者は、体力を低減してしまう。手術を
受けた患者の体力が低減すると、術後の体力回復に支障
をきたす。

従って、手術を受ける患者の体温を所定レベルに維持
することが望まれる。

日本国実用新案公開公報、実開昭60−129918号公報
は、隣接する空気セルの接続部にコードヒータを配置し
たエアーマットを開示する。空気セルはゴムあるいは合
成樹脂のシートによって形成され、互に隣接配置されて
ベッド面を構成する。隣接する空気セル間には間隙があ
り、コードヒータがこの間隙に配置されている。

しかし、この構成のエアーマットを手術台用エアーマ
ットとして用いようとすると、以下のような課題を生じ
る。手術中患者は一定の体位を維持する。手術を行う医
師の便宜上、手術台用のエアーマットの厚さは厚くでき
ない。コードヒータで局所的加熱を行うと、患者の身体
を均一に加熱することが容易でない。患者の身体表面に
温度分布を生じ易い。より均一な加熱を行えることが望
まれる。

また、手術中に低下した患者の体温を回復させるた
め、手術後患者の身体を覆い、内部に加熱した空気を送
る体温回復装置も開発されている。

発明の開示本発明の目的は、手術中の患者に褥瘡を生じさせるこ
となく、体温低下を防止することのできる手術台用エア
ーマットを提供することである。

本発明の他の目的は、手術中の患者の褥瘡を防止し、
体温低下を防止することのできる手術台用エアーマット
の運転方法を提供することである。

本発明の１観点によれば、長さ方向に延在したベッド
面に配置される複数のグループの空気セルであって、各
空気セルは変形可能な袋状シートで形成され、空気の通
る開口を有し、空気セルは協同して上面に手術を受ける
患者を載置する弾性支持面を構成ることができる複数グ
ループの空気セルと、前記複数グループの空気セルの下
側に配置され、患者の身体の主要部を含む面積を有する
シート状の形状を有する面状ヒータと、前記面状ヒータ
と前記複数グループの空気セルとを包む変形可能なバッ
グと、前記バッグの上面に配置され、温度を検出し、検
出した温度Ｔを表わす温度信号を発生するための温度セ
ンサと、空気を供給しない空気セルのグループを順次交
代できる、前記複数グループの空気セルに選択的に空気
を供給するための選択的空気供給手段と、前記温度信号
を受け、検出した温度に基づき、前記面状ヒータへの電
力供給を制御する制御手段とを有する手術台用エアーマ
ット装置が提供される。

本発明の観点によれば、患者の体重保持面を定期的に
変更することのできる手術台用のエアーマットの運転方
法であって、エアーマットの空気層下面に設けたヒータ
を作動させ、発熱させる発熱工程と、エアーマットの空
気層上面に設けたセンサにより温度T_iを測定する工程
と、測定した温度T_iをターゲット温度T₀よりΔT₁低い比
較温度（T₀−ΔT₁）と比較する工程と、測定した温度T_i
が比較温度（T₀−ΔT₁）に達したらヒータの駆動電流を
低下させる工程とを含む手術台用のエアーマットの運転
方法が提供される。

ヒータが患者の主要部に対応するシート状の平面形状
を有するため、均一に面発熱を行うことができる。患者
の身体の主要部とは、少なくとも患者の上半身の胴部を
含む領域を指す。さらに、このヒータは空気層の下側に
配置され、熱は空気層を介してその上の患者に伝えられ
るため、さらに均一な患者の保温が可能となる。ヒータ
の温度変化と、空気層上面の温度変化には時間的ずれが
生じるが、空気層上面で温度を測定し、予測制御を行う
ことにより、高精度の温度制御が可能となる。

図面の簡単な説明図１は、本発明の実施例によるエアーマットの一部破
断平面図である。

図２は、図１のII−IIに沿う断面図である。

図３は、エアーマットのヒータ部分の平面図である。

図４は、エアーマット全体のヒータ部分およびヒータ
温度検出用センサの配置を示す平面図である。

図５は、エアーマットのヒータ制御回路を示すブロッ
ク図である。

図６は、エアーマットのヒータ制御回路のより詳細な
ブロック図である。

図７は、エアーマットにおける合成温度制御を説明す
るためのグラフである。

図８は、エアーマットの合成温度制御の例を示すフロ
ーチャートである。

図９は、エアーマットの合成温度制御の他の例を示す
フローチャートである。

図10A、10Bはエアーマットの合成温度制御の他の例を
示すフローチャートである。

図11Aは、本発明の他の実施例によるエアーマットの
断面図である。

図11Bは、図11Aのエアーマットの平面図である。

図12A〜12Cは、エアーマットのヒータ制御装置の正面
図、部分正面図、裏面図である。

図13は、本発明の実施例によるエアーマットの体温保
持性能を示すグラフである。

図14A〜14Eは、本発明の基礎となる予備実験を説明す
るための概略側面図およびグラフである。

発明を実施するための最良の形態手術において、患者は一定の体位を保つことが要求さ
れ、特に３時間以上を必要とする長時間手術において、
褥瘡を生じたり、体温を低下させる可能性がある。全身
麻酔をかけた状態では、患者は自らの意志では体を動か
すことができない。また、手術を行う医師にとって、患
者の身体が動くと、手術のための操作の妨げとなる。

従って、手術中患者の身体は一定体位に保たれる。長
時間一定体位で寝ていると、体重を受ける患者の身体下
面では循環系の機能が低下し、褥瘡を発生してしまう。
この褥瘡を防止するためにエアーマットが使用されてい
る。

エアーマットは、複数の空気セルで構成され、空気を
充填した空気セルと、空気圧を開放した空気セルとを混
在させて、空気を充填した空気セルのみで患者の体重を
負担する。空気圧を開放した空気セルを交代させること
により、体圧を分散させることができる。このようにし
て、定期的に患者の体重を受ける空気セルを交代させる
ことにより、褥瘡を防止することができる。

ところで、手術中手術室の室温は、22〜25℃程度、た
とえば23℃前後に保持され、医師の発汗を防止する。手
術を受ける患者は長時間身体活動が低減した状態でこの
低温に放置されることとなる。従って、手術中の患者の
体温は低下し、手術後体温低下に基づく震え等が生じ
る。

手術を受ける患者が手術後好適に体力を回復するため
には、手術中も患者の体温を適温に保持することが好ま
しい。患者の体温を保持する手段として、電気シーツや
電気毛布を用いることが考えられる。

図14A〜14Eは、手術台における褥瘡防止と体温保持の
ための予備実験を示す。

図14Aは実験装置を示す。床50の上に手術台51が置か
れ、手術台51の上には通常のマット52が配置されてい
る。測定装置は、感圧素子56とその上に配置した重り58
である。感圧素子は径9mmであり、重り58は12Kgであ
る。手術台51は、通常幅45〜50cm程度、長さ190〜192cm
程度を有する。

図14Bはマット52の上に直接感圧素子56、重り58を配
置した場合の測定結果を示す。横軸は経過時間を示し、
縦軸は感圧素子が受ける正規化した圧力を示す。エアー
マット52上に直接感圧素子56、重り58を置いた場合、重
り58から受ける圧力は、時間の経過と共にわずかに減少
するが、15分経過時に約93％となり、その後ほとんど変
化しない。このように一定の体圧を受け続けると、患者
の身体には褥瘡が生じてしまう。

そこで、次にマット52の上にエアーマット54を配置
し、エアーマット内の２組の空気セルを交互に付勢して
体圧分散を図った。

図14Cは、エアーマット54上に感圧素子56を配置し、
その上に重り58を配置した場合の測定結果を示す。感圧
素子56下の空気セルに空気が充填されている時は、重り
58の圧力は感圧素子56に印加され、感圧素子56下の空気
セルの空気圧が開放されると、感圧素子の受ける圧力は
大幅に低下する。

図示の結果において、空気セルに空気圧が印加されて
いる時の圧力は約98％であり、圧力が開放されると感圧
素子56の受ける圧力は約８％まで低下している。このよ
うに、体圧を開放させれば循環系の機能は回復し、褥瘡
予防に効果的である。

さらに、手術中の患者の体温を保持するために、シー
ト状の保温部材をマット54の上に配置し、同様の実験を
行った。

図14D、14Eは、２種類の保温シートをエアーマット54
の上に配置し、その上に感圧素子56、重り58を置いた場
合の実験結果を示す。感圧素子下の空気セルに空気が充
填され、重り58の圧力を負担している時の値は共に約90
％であるが、空気セルの空気を抜き、荷重を開放した状
態でも約30〜40％程度の荷重が残ってしまう。すなわ
ち、エアーマット54の上に体温保持用のヒータシートを
配置すると、エアーマットの荷重開放効果が大幅に低減
してしまう。

本発明者は以上の実験結果に基づき、エアーマットの
荷重分散効果を失うことなく、患者の体温を保持するこ
とのできる手術台用エアーマットを開発した。

図１〜図５は、本発明の１実施例によるエアーマット
の構造を概略的に示す。図１は、エアーマットの一部破
断平面図であり、図２は図１のII−II線に沿う断面図で
ある。エアーマット１は、ベッドの横方向に延在する多
数本の空気セル1bの並列配置を含む。各空気セル1bは、
塩化ビニール等の合成樹脂製の細長い袋であってその一
方の端は閉じ、他方の端は開いている。

閉じた端部は延在し、支持片1cを形成している。開い
た端部は、空気供給パイプ2a、2bに交互に接続される。
空気セル1bの下側にはポリプロピレン、塩化ビニール等
の合成樹脂製の支持シート1aが配置され、支持シート1a
と空気セル1bは、閉じた端部側に配置したホック等の係
止手段1dによって結合されている。

２本の空気供給パイプ2a、2bがベッド外に配置された
ポンプＰから空気セル1bの開放端側側部に延在し、交互
に空気セル1bに接続されている。すなわち、１つおきの
空気セル1bが同一の空気圧源に接続される。第１の組の
空気セル1bに加圧空気が供給されている状態において、
第２の空気セル1b内の空気圧を開放し、次に第２の組の
空気セルにも加圧空気を供給する。第２の組の空気セル
が十分加圧された後、第１の組の空気セルの圧力を開放
する。

次に第２の組の空気セルが加圧された状態のまま、空
気圧を開放されていた第１の組の空気セルにも加圧空気
を供給する。第１の組の空気セルが十分加圧された後、
第２の組の空気セルの圧力を開放する。このようにする
ことにより、患者の体位を一定に保ちつつ、荷重箇所を
定期的に変更することができる。

患者の体位を一定に保ち、医師の手術用動作を妨げな
いためには、加圧された状態の各空気セルの径は、約４
〜8cm程度が好ましい。特に、患者の身体の主な部分を
受けるベッド中央部においては、空気セルの径は小さめ
とすることが好ましい。たとえば、ベッド中央部の空気
セルを径約5cmとし、ベッド両端部の空気セルを径約6.5
cmとする。小径セルと大径セルの径の比は、1.25〜1.35
位が好ましい。

患者の体温を保持するため、エアーマット１の下側に
隣接してヒータを配置する。均一な加温を行うために、
ヒータが配置された面の全面が発熱をする面ヒータを用
いる。図２に示すように、絶縁性、耐熱性、断熱性に優
れたポリプロピレン製のシート４の上側表面上に、カー
ボン、銀を含むカーボンヒータ層３が形成されている。
空気セル1b、支持シート1a、カーボンヒータ層３、支持
シート４によって加熱機能付エアーマット５が構成され
る。この加熱機能付エアーマット５は、バック６中に収
められる。バッグ６は、耐熱性、保温性、防水性に優れ
たポリエステル等の合成樹脂シート6bの内側表面上にア
ルミニウム等の赤外線反射材料等の層6aを有する。

図３に示すように、カーボンヒータ層３は支持シート
４のほぼ全面上に形成される。ほぼ全面とは周囲に製造
工程上の空き面積を残す程度を言う。従って、カーボン
ヒータ層３はベッド面の内、患者の身体を支持する面積
を含む広い面積をほぼ均一に加熱できる。カーボンヒー
タ層３上面の中央部にサーミスタ等の温度検出素子10を
配置する。この温度検出素子10は、カーボンヒータ層３
自体の温度を検出する。

なお、図３に示すように、カーボンヒータ層３は、そ
の長辺に沿って電極3aを有し、電流は短辺に平行に流れ
る。

バッグ６の上面には、半導体温度センサ等の薄型で高
精度の温度検出素子９が埋め込まれる。この温度検出素
子９はその上に配置される人体の体温と、その下に配置
される空気層の温度との合成温度を検出する。

なお、図４に示すように、ベッド面全体には面状ヒー
タが２つの部分に分れて形成されてもよい。支持シート
４は、長手方向に２つに折重ねることのできるように、
折れ線7aが形成され、その両側の部分4a、4bに分れてい
る。支持シートの各面4a、4bの面上には、上述のカーボ
ンヒータ層3a、3bが形成されている。１つのカーボンヒ
ータ層3aで患者の上半身の少なくとも胴部を含む面積を
加熱でき、両カーボンヒータ層3a、3b全体で患者のほぼ
全身を含む面積を加熱できる。これらのカーボンヒータ
層3a、3bの間は、折れ曲りに強いフレキシブル導体8aで
電気的に接続される。各カーボンヒータ層3a、3bの中央
部にはサーミスタ等の温度検出用素子10a、10bが配置さ
れている。

図５は、上述のヒータを含むベッドの電気回路を概略
的に示す。電源11は、スイッチ14を介して制御回路12に
接続されている。制御回路12には、面状ヒータ３がヒュ
ーズ13を介して接続されている。ヒューズ13は、温度ヒ
ューズであり、異常高温を発生した時に断線する。制御
回路12には、さらにヒータ用の温度検出素子10および体
温と空気層の温度との合成温度検出用センサ９が接続さ
れている。制御回路12は設定温度と合成温度とを比較し
て面状ヒータの駆動電力を制御する。

なお、図５の構成において、図４に示す各ヒータ3a、
3b毎に制御回路を設けてもよく、ヒータ3a、3bの全体に
体して１つの制御回路を設けてもよい。また、ヒータ3
a、3bは並列に接続しても、直列に接続してもよい。な
お、ヒータを複数に分割することなく、単数で構成する
こともできる。また、ヒータを３部分以上に分割するこ
ともできる。

次に、上述のエアーマットの動作を説明する。図１に
示すエアーポンプＰを駆動することにより、エアーマッ
ト１は使用可能な状態に膨らまされる。

図５に示す回路において、電源スイッチ14を投入する
と、制御回路12を介して面状ヒータ３、合成温度検出用
センサ９およびヒータ温度検出用センサ10が共にオン状
態となる。面状ヒータ３が発熱し、エアーマットを所定
温度に昇温する。バッグ６表面上の合成温度検出用セン
サ９が設定温度を検出すると、面状ヒータ３の駆動電流
をオフにする。合成温度が低下すると、再び面状ヒータ
３に電流が流され昇温動作を行う。このように、合成温
度を検出しつつ加熱動作が繰り返され、バッグ６上に横
臥する人の体温を所定温度に加温する。

なお、ヒータ３の加熱中に、ヒータ温度センサ10が所
定温度以上の温度を検出すると、異常発熱と判断し、ヒ
ータ３の駆動電流をオフにする。ヒータ温度が所定温度
以下に低下した時は、再び面上ヒータ３の駆動電流をオ
ンにしてもよい。また、異常温度上昇を検出した時は、
操作者が異常温度上昇の原因を究明し、解決した後に電
源をリセットしなければ、駆動電流が流れないようにす
ることもできる。

なお、設定温度は35〜42℃の範囲で選択できる。人体
と接する部分の温度が39℃以上に上昇すると、患者に低
温火傷を生じさせる危険性がある。低温火傷予防のため
には、合成温度検出用センサを複数個予想される人体の
主要部分に沿って配置し、各合成温度を39℃以下に制御
することが好ましい。

図６は、制御回路の詳細を示すブロック図である。２
つの面状ヒータ3a、3bはベッド面に沿って配置され、そ
れぞれに温度検出用センサ10a、10bが配設されている。
面状ヒータは、たとえば70℃程度まで加熱される。温度
検出用センサは、このヒータ温度を大幅に上回る温度を
検出するために設けられている。面状ヒータ3a、3bの駆
動電流は、電流供給源11から温度ヒューズ13a、13bを介
して供給される。温度ヒューズ13は面状ヒータ３が異常
高温になると断線し、駆動電流を遮断する。

電力供給源11は、面状ヒータ3a、3bの各々に選択的に
電力を供給できると共に、面状ヒータ3a、3bに同時に駆
動電流を供給することもできる。電力供給源11の動作
は、制御回路12によって制御される。

なお、手術室内では、心電図等への雑音を防止するた
め、使用可能電圧に制限があることが多い。たとえば、
交流なら20Vまで、直流なら50Vまでの電圧しか利用でき
ない。同一抵抗ヒータでより多くの発熱を行うには直流
を用いることが好ましい。以下、面状ヒータに直列駆動
電流を流すものとして説明する。

制御回路12は、中央演算装置CPUによって構成されて
おり、合成温度検出用センサ9a、9bからの検出信号、キ
ー16から入力されるターゲット温度信号、キー19から入
力される起動／遮断指示信号等を受ける。

合成温度検出用センサ9a、9bの検出信号は、電流／電
圧変換回路13a、13bを介して電圧信号に変換され、制御
回路12内の選択回路21に供給される。選択回路21は、２
つの温度信号を定期的に変換回路22に供給する。変換回
路22は、温度検出信号から測定した温度Ｔを演算し、温
度表示器15に平均化した検出温度を表示させると共に、
制御ブロック24に温度検出信号を供給する。

選択回路21は、また検出した温度信号を異常検出回路
23に供給する。異常検出回路23は、異常な高温を検出し
た時は、ただちに保護回路28に異常検出信号を供給す
る。保護回路28は、電力供給源11を制御して面状ヒータ
3a、3bに対する電力供給を停止させる。

異常検出信号は、異常検出回路23から制御ブロック24
にも送られる。制御ブロック24は、異常検出中は通常の
制御を停止させる。

同様に、手術室の電気メス装置またはレーザメス装置
40からは、メス使用信号が異常検出回路23に供給され
る。メス使用中は強い雑音が発生するため、異常検出回
路23は、異常高温検出時と同様、異常検出信号を発生
し、面状ヒータの駆動を停止させる。なお、破線で示す
ように、メス使用信号と直接保護回路28に供給してもよ
い。

キー16で設定されたターゲット温度T₀は、設定温度表
示器17に表示されると共に、制御ブロック24に供給され
る。キー19は面状ヒータ3a、3bへの電力供給を指示する
ための信号を与える。

キー19により加熱動作がオンにされると制御ブロック
24は、変換回路22から送られる測定温度Ｔとターゲット
温度T₀を比較し、所定の演算を行ってヒータ予測制御回
路25に指示信号を発生する。ヒータ予測制御回路25は、
検出温度の変化を予測しつつ、電力供給源11を制御す
る。

図７は、予測制御を概略的に説明するためのグラフで
ある。横軸は時間ｔを示し、縦軸は合成温度Ｔを示す。
キー16によって設定させるターゲット温度をT₀とする。
合成温度Ｔが面状ヒータ3a、3bの発熱により次第に上昇
し、ターゲット温度T₀よりもΔT₁だけ低い比較温度T₀−
ΔT₁に達した時に、面状ヒータへの電力供給を停止させ
る。この時、面状ヒータはたとえば70℃であり、たとえ
ば38℃である合成温度Ｔよりも高温状態にある。面状ヒ
ータへの駆動電流を切断してもしばらくの間は合成温度
Ｔは上昇を続ける。従って、比較温度T₀−ΔT₁は、この
温度上昇のオーバーシュートを見込んで設定する。面状
ヒータへの電力供給を停止すると、温度上昇は次第に緩
やかとなり、やがて飽和し、その後下降を始める。

検出した合成温度Ｔが、降下してターゲット温度T₀に
達した時に改めてヒータに駆動電流を供給しても、合成
温度Ｔは直ちには回復しない。面状ヒータからの発生熱
量が合成温度に影響を与えるまでには、やはり時間的な
遅れが存在する。そこで、面状ヒータへの駆動電流供給
を停止した後、かつ温度上昇が飽和した後、温度がT₀＋
ΔT₂よりも低くなった時には、面状ヒータの駆動を再開
する。面状ヒータの駆動を再開しても、しばらくの間は
合成温度は降下し、やがて面状ヒータの発熱の影響で温
度上昇を開始する。このように、合成温度の変化を予測
することによって、合成温度Ｔをターゲット温度T₀の近
傍内に制御する。

なお、当初の昇温時には、短時間に設定温度まで昇温
させるため、比較的大電流を流して急速に加熱すること
が好ましい。この場合には、合成温度のオーバーシュー
トも大きくなるため、ΔT₁は大きめに設定する。

一旦、合成温度Ｔがターゲット温度T₀近傍に達した後
は、温度制御の精度を向上させるために、面状ヒータへ
の駆動電流は初期の駆動電流よりは低くすることが好ま
しい。この場合、駆動電流再開の比較温度T₀−ΔT₃は、
初期の比較温度T₀−ΔT₁よりも高く設定することが好ま
しい。ΔT₂、ΔT₃を小さく設定できれば、合成温度Ｔは
ターゲット温度T₀を中心とした狭い温度範囲内に制御す
ることが可能となる。但し、駆動電流を１種類として
も、ΔT₁とΔT₃を同一としてもよい。

図８は、駆動電流が１種類の場合の温度制御のフロー
チャートを示す。制御がスタートすると、まずステップ
S1で電力を投入し、面状ヒータ3a、3bを発熱させる。次
にステップS2において、合成温度Ｔを測定する。なお、
測定は定期的に繰り返し行われるため、ある瞬間の検出
温度ＴをT_iとする。

複数回の測定結果を平均化してT_iを求めてもよい。複
数の合成温度検出用センサがある場合は、より高温の合
成温度または平均値を用いる。

次にステップS3で、電力が投入されているか否かを判
断する。電力が投入されている時は、Ｙの矢印に従って
ステップS4に進み、検出温度T_iが比較温度（T₀−ΔT₁）
よりも大きいか否かを判断する。合成温度Ｔが比較温度
（T₀−ΔT₁）に達するまでは判断は否となるので、加熱
を継続するためにＮの矢印に従ってステップS2に戻る。

検出温度T_iが比較温度（T₀−ΔT₁）よりも高くなった
時は、Ｙの矢印に従ってステップS5に進み、面状ヒータ
への駆動電流をオフとする。面状ヒータへの駆動電流を
オフにした後、再びステップS2に戻り、合成温度の検出
を行う。合成温度はしばらくの間余熱で上昇を続ける。

電力が断たれた状態では、ステップS3の判断は否とな
るため、Ｎの矢印に従ってステップS6に進む。ステップ
S6では、今回の検出温度T_iと前回の検出温度T_i-1の差
（T_i−T_i-1）を演算し、ΔT_iとする。

次にステップS7において、ΔT_iが０または負になった
否かを判断する。ΔT_iが０または負になった時は、温度
上昇が終了し、以後温度が降下することを示しているた
め、Ｙの矢印に従ってステップS8に進む。

ステップS8では、検出温度T_iが比較温度（T₀−ΔT₂）
よりも低いか否かを判断する。検出温度が比較温度（T₀
−ΔT₂）よりも低い場合は、やがてターゲット温度T₀よ
りも合成温度が低くなることを意味しているため、Ｙの
矢印に従ってステップS9に進み、面状ヒータへの電力を
投入する。その後、再びステップS2に戻る。

なお、電力を断った後、ステップS7で温度変化ΔT_iが
正の場合には、未だ温度上昇が綴いているため、Ｎの矢
印に従ってステップS2に戻る。同様、ステップS8におい
て、温度上昇が終了しているが、検出温度T_iが比較温度
（T₀−ΔT₂）よりも高い場合には、駆動電流を再投入す
るとターゲット温度よりも高くなるために、Ｎの矢印に
従ってステップS2に戻る。

このように、ターゲット温度T₀を挟んで温度変化予測
幅ΔT₁、ΔT₂を設け、合成温度の変化を予測することに
より、オーバーシュートの少ない温度制御が可能とな
る。

図９は、より精密な制御を行う温度制御の他の例を示
す。制御がスタートし、ステップM1で電力P1が供給さ
れ、面状ヒータの加熱が開始する。この電力P1は短時間
でエアーマットを所定温度まで加熱するため、大きな値
に設定されている。

次にステップM2において、温度T_iを検出する。ステッ
プM3では、検出温度Tiが比較温度（T₀−ΔT₁）よりも高
くなったか否かを判断する。検出温度Tiが比較温度（T₀
−ΔT₁）よりも高くない場合には、未だ加熱が必要と判
断し、Ｎの矢印に従ってステップM2に戻る。

検出温度Tiが比較温度（T₀−ΔT₁）よりも高くなった
時は、ターゲット温度T₀に達するのに十分な加熱が行わ
れたと判断し、Ｙの矢印に従ってステップM4に進み、電
力P1を断つ。

電力供給を断った後、ステップM5で再び定期的に合成
温度T_iを検出する。ステップM6で、今回の検出温度T_iと
前回の検出温度T_i-1の差（T_i−T_i-1）を求め、ΔT_iとす
る。

次のステップM7において、ΔT_iが０または負になった
か否かを判断する。

ΔT_iが０または負になった時は、以後合成温度は下降す
ることを意味している。

ΔT_iが０または負になった時は、Ｙの矢印に従ってステ
ップM8に進み、検出温度T_iが比較温度（T₀−ΔT₂）より
も低いか否かを判断する。検出温度T_iが比較温度（T₀−
ΔT₂）よりも低い場合には、Ｙの矢印に従ってステップ
M9に進み、電力が投入されているか断たれているかを判
断する。電力が断たれていれば、Ｙの矢印に従ってステ
ップM10に進み、電力P2を投入する。その後ステップM5
に戻る。面状ヒータが発熱を再開し、合成温度が低くな
り過ぎないようにする。電力P2は、保温に適するようP1
より小さく選択されている。

なお、ステップM8で検出温度T_iが比較温度（T₀−Δ
T₂）よりも低くない場合には、未だ発熱を再開する必要
がないため、Ｎの矢印に従ってステップM5に戻る。ま
た、ステップM9で電力が断たれていない場合には、既に
電力が再投入されているため、Ｎの矢印に従ってステッ
プM5に戻る。

ステップM7で、温度変化ΔT_iが正の場合には、Ｎの矢
印に従ってステップM11に進む。ステップM11では、電力
が投入されているか否かを判断する。電力が投入されて
いる場合には、ステップM10で電力P2が投入されたこと
を意味する。その場合はＹの矢印に従ってステップM12
に進む。

ステップM12では、検出温度T_iが比較温度（T₀−Δ
T₃）よりも高いか否かを判断する。温度Tiが比較温度
（T₀−ΔT₃）よりも高い場合には、ターゲット温度T₀に
達するのに十分な加熱がされたと判断し、Ｙの矢印に従
ってステップM13に進み、電力を断つ。その後ステップM
5に戻る。

ステップM11で、電力が供給されていない場合には、
電力は断たれたが昇温は継続している状態のため、Ｎの
矢印に従ってステップM5に戻る。ステップM12で、検出
温度Tiが比較温度（T₀−ΔT₃）よりも高くない場合に
は、ターゲット温度T₀に達するためには未だ発熱を続け
る必要がある状態であり、Ｎの矢印に従ってステップM5
に戻る。

図９に示す制御においては、初期加熱における比較温
度（T₀−ΔT₁）と、再加熱における比較温度（T₀−Δ
T₃）とを別個に設定できる。また、初期加熱用の駆動電
力P1と、再加熱用の駆動電力P2も別個に設定できる。こ
のため、図８に示す制御よりもさらに細かい制御が可能
である。

図10A、10Bは、合成温度制御の他の例を示すフローチ
ャートである。この処理は一定タイミングで繰り返し行
われる。この制御においては、比較温度としてターゲッ
ト温度よりも低い３種類の温度を用い、２種類の駆動電
力を用いる。また、熱履歴を現在電力がオンかオフか、
および電力がオフの場合には、前回の通電が高電力で行
われたか、低電力で行われたかによって判断する。

比較温度として、たとえばターゲット温度よりそれぞ
れ0.5℃、５℃、８℃低い温度を用いる。現在の合成温
度がターゲット温度より８℃以上低い場合は、大電力で
加熱する。

図10Aにおいて、処理がスタートすると、ステップQ1
において合成温度Ｔを検出する。次に、ステップQ2にお
いて、現在電力が供給されているか否かを判断する。電
力が供給されている場合は、ヒータが発熱中であり、Ｙ
の矢印に従って図10Bに示すQB端子以下の処理に移る。

起動時には、いまだ電力は供給されておらず、ステッ
プQ2の判断は否となる。従ってＮの矢印に従ってステッ
プQ10に進む。

ステップQ10では、前回の電力供給の状況を表わすフ
ラグPRによってその後のフローを分岐させる。起動時に
は、フラグPRは「なし」である。前回の通電が高電力で
ある場合には、フラグPRは基本的には「ハイ」であり、
低電力である場合には、フラグPRは「ロー」である。

起動時にフラグPR「なし」の場合には、ステップQ11
に進み、検出した合成温度Ｔが、高い比較温度T_Hよりも
高いか否かを判断する。通常は、合成温度Ｔは高比較温
度T_Hよりも十分低い温度であり、Ｎの矢印に従ってステ
ップQ12に進む。

ステップQ12では、合成温度Ｔが、低い比較温度T_Lよ
りも高いか否かを判断する。合成温度Ｔが低比較温度T_L
よりも高くない場合には、ステップQ13に進み、高電力P
_Hを供給して速い加熱速度でベッドを昇温させる。高電
力による高発熱は、短時間でベッドを昇温できるが、高
精度の温度制御には不適格である。ターゲット温度近傍
では、小電力による小発熱が、より高精度の制御を可能
とする。

夏期等においては、合成温度Ｔが低比較温度T_Lよりも
高くなっている場合もある。この場合には、ステップQ1
2の判断はイエスとなり、ステップQ15に進んで、低電力
P_Lを供給する。この場合には、ベッドは比較的ゆっくり
した速度で昇温する。なお、高電力P_Hおよび低電力P_Lを
供給する場合には、フラグPRをそれぞれ「ハイ」、「ロ
ー」に設定する。

なお、ステップQ11において、合成温度Ｔがすでに高
比較温度T_Hよりも高い場合には、ベッドを加熱する必要
はなく、Ｙの矢印に従ってステップQ14に進み、フラグP
Rを「ロー」に設定する。

起動時には、以上の処理により通常はステップQ13に
よって高電力P_Hがヒータに供給されるか、ステップQ15
によって低電力がヒータに供給される。その後処理がリ
ターンすると、次のステップQ2においては、電力が供給
されているため、Ｙの矢印に従って図10BのステップQ50
に進む。

ステップQ50では、供給されている電力が高電力P_Hか
否かを判断する。高電力の場合には、Ｙの矢印に従って
ステップQ51に進む。

ステップQ51では、フラグRAPが「１」か否かを判断す
る。通常RAPは「０」であり、Ｎの矢印に従ってステッ
プQ52に進む。

ステップQ52では、合成温度Ｔが中間比較温度T_Mより
高いか否かを判断する。ヒータによる加熱により、合成
温度Ｔが中間比較温度T_Mよりも高くなった時には、Ｙの
矢印に従ってステップQ53に進み、供給されている電力
をオフする。その後処理はリターンする。なお、合成温
度Ｔが中間比較温度T_Mよりも高くない場合には、ステッ
プQ53はバイパスし、電力供給を継続する。

このように、起動時に高電力P_Hが通電された時には、
合成温度Ｔが中間比較温度T_Mを越えるまで通電が継続さ
れ、中間比較温度T_Mを越えた時に、通電が終了する。通
電を終了しても、余熱によってベッドは昇温を続ける。

ステップQ53で電力が遮断されると、次のステップQ2
の判断は否となり、Ｎの矢印に従ってステップQ10に進
む。

以上説明したように、前回の通電が高電力の場合に
は、フラグPRは「ハイ」であるため、ステップQ21に進
む。

ステップQ21では、合成温度Ｔが高比較温度T_Hよりも
高くなったか否かを判断する。高電力の供給は、中間比
較温度T_Mで停止されるため、通常直ちに高比較温度T_Hに
は到達しない。

合成温度Ｔが高比較温度T_Hよりも高くない場合には、
Ｎの矢印に従ってステップQ22に進み、合成温度Ｔが中
間比較温度T_Mよりも高いか否かを判断する。

中間温度T_Mを越えるまで、高電力が供給されていたた
め、通常ステップQ22の判断はイエスとなり、Ｙの矢印
に従ってステップQ23に進む。

ステップQ23では、高電力遮断後の通電停止期間の時
間長をカウントするオフタイマをインクリメントさせ
る。続いてQ24において、オフタイマのカウントが待機
時間として設定されたカウントを経過したか否かを判断
する。

高比較温度T_Hに達することなく、待機時間を経過した
時には、ステップQ25に進み、低電力P_Lの供給を開始す
る。その後処理はリターンする。なお、オフタイマのカ
ウントが待機時間に達するまでは、ステップQ24の処理
はノーとなり、Ｎの矢印に従ってステップQ25はバイパ
スする。

すなわち、高電力の供給を停止した後、一定の待機期
間（たとえば３分）中に高比較温度T_Hに達しない場合に
は、再び電力が供給される。待機期間経過後にも、中間
比較温度T_Mよりも合成温度が高い場合には、低電力P_Lが
供給される。

なお、待機時間経過までに合成温度Ｔが中間比較温度
T_Mと等しいか、それよりも低くなった場合には、ステッ
プQ22の判断がノーとなる。これは、余熱に較べて熱消
費が大きかった場合等を意味する。この場合は、Ｎの矢
印に従ってステップQ26に進み、高電力P_Hを供給する。
この場合は、上述と同じ制御が繰り返される。

また、待機時間内に合成温度Ｔが高比較温度T_Hよりも
高くなった場合には、ステップQ21からＹの矢印に従っ
てステップQ27に進む。十分な昇温が行われたので、フ
ラグPRを「ロー」に変更する。

初期加熱後、ステップQ25で低電力P_Lの供給が始まる
と、次の図10BのステップQ50の判断はノーとなり、Ｎの
矢印に従ってステップQ61に進む。

合成温度Ｔが高比較温度T_Hに達するまでは、Ｎの矢印
に従ってステップQ63に進み、合成温度Ｔが低比較温度T
_Lよりも高いか否かを判断する。合成温度Ｔが低比較温
度T_Lよりも高い場合には、ステップQ64に進み、低電力
供給期間の時間長をカウントするオンタイマをインクリ
メントする。

続いてステップQ65に進み、オンタイマの時間が、た
とえば10分を経過したか否かを判断する。10分を経過す
るまでは処理をリターンさせる。10分内に合成温度Ｔが
高比較温度T_Hよりも高くなった場合には、ステップQ61
からＹの矢印に従ってステップQ62に進み、電力供給を
終了させる。

10分経過後もT_Hを越えない時には、ステップQ65から
Ｙの矢印に従ってステップQ66に進み、高電力P_Hを供給
し、フラグRAPを「１」に設定する。その後、処理をリ
ターンする。

この場合、次のステップQ50ではイエスとなり、ステ
ップQ51もイエスとなる。ステップQ56で合成温度Ｔが高
比較温度T_Hを越えたか否か判断され、越えた時にはステ
ップQ57に進んで電力を遮断すると共にフラグRAPを
「０」に戻す。

すなわち、低電力を10分供給しても高比較温度T_Hに達
しない場合には、急速な加熱が必要と判断し、高電力を
供給するが、この状態を区別するためにフラグRAPを立
てる。

10分経過前に、合成温度Ｔが低比較温度T_Lよりも高く
ない状態になった場合には、合成温度が低下し過ぎたと
判断する。ステップQ63からステップQ67に進んで高電力
P_Hを供給する。

なお、低電力供給期間を10分に設定したが、電力、手
術室の条件等に応じ、この時間を変更してもよい。

低電力供給により、高比較温度T_Hを越えた場合には、
ステップQ61からステップQ62に進んで、電力供給を終了
させた。以後は、ステップQ10の判断は「ロー」とな
り、ステップQ31に進む。

ステップQ31では、合成温度Ｔが高比較温度T_Hよりも
高いか否かを判断する。合成温度Ｔが高比較温度T_Hより
も高い場合には、Ｙの矢印に従ってそのままリターンす
る。

合成温度が高比較温度T_Hよりも高くない場合には、Ｎ
の矢印に従ってステップQ32に進み、合成温度Ｔが低比
較温度T_Lよりも高いか否かを判断する。合成温度Ｔが低
比較温度T_Lよりも高い場合には、Ｙの矢印に従ってステ
ップQ33に進み、低電力P_Lを供給する。すなわち、合成
温度Ｔが高比較温度T_Hを越えれば低電力P_Lがオフし、T_H
を割れば低電力P_Lがオンする。

ステップQ32において、合成温度Ｔが低比較温度T_Lよ
りも高くない場合は、通常は生じないが、もし生じた場
合はステップQ34に進み、高電力P_Hを供給する。ステッ
プQ34、Q67は、通常は生じない特殊な理由により、合成
温度が急降下した場合には、高電力で急速加熱をさせる
ためのものである。

図10A、10Bに示す制御フローにおいては、温度変化Δ
Ｔを検出することなく、過去の電力供給に基づいて予測
制御を行っている。なお、中間比較温度T_Mは、高電力遮
断とその後のモニタのみに用いられ、高比較温度T_Hより
低い温度であるが、低比較温度T_Lより高い必要は必ずし
もない。比較温度を２種類とし、T_MとT_Lを同一としても
よい。

以上の制御において、２種類の電力を用いる場合、た
とえばこれらの電力は、交流電力の全波、半波により形
成することができる。直流駆動の場合は、トライアック
で全波、半波を取り出し、整流すればよい。簡単な構成
で電源が提供される。

なお、図８、図９、図10A、10Bに示す制御は、合成温
度Ｔに基づく制御部分のみであり、面状ヒータの温度検
出センサ10や電気メスからの異常信号を検出した時は、
この制御フローに拘わらず制御は中断される。

図11Aは、本発明の他の実施例による加熱機能付エア
ーマットを示す。空気セル１は、複数が並列に配置さ
れ、隣接する側壁部分が互に溶接などにより接着されて
いる。空気セル１の下側には、面状ヒータを内部に包み
込んだ支持シート33が配置されている。

空気セルおよび支持シート33に包み込んで、バッグ６
が配置されている。空気セル１の並列配置の側方に、圧
縮空気および電力のコネクタ35が配置されている。

図11Bは、図11Aに示すエアーマットの平面形状を示
す。面状ヒータは、33a、33bの２つの部分に分れて形成
する。面状ヒータ33bは患者の上半身に相当し、面状ヒ
ータ33a、33bは患者の全身に相当する。これらの面状ヒ
ータ33a、33b上には、温度ヒューズ13a、13bが配置され
ている。また、エアーマットの上面には、それぞれの面
状ヒータ33a、33bに対応して合成温度検出センサ9a、9b
が配置される。なお、ヒータの温度を検出するサーミス
タ10は上半身用の面状ヒータ33b部分のみに設けられて
いる。また、ソケット35には、圧縮空気および駆動電
流、検出信号を伝達するための連結管37が接続される。

連結管は、図12A〜12Cに示す制御装置に接続される。
図12Aにおいて、制御装置40の正面上部には、制御パネ
ル41が配置されており、その下部にはエアーポンプＰが
配置されている。

図12Bに示すように、制御パネル41内には、電源スイ
ッチ42、送気スイッチ43、上半身加熱スイッチ44、全身
加熱スイッチ45、設定温度下降用スイッチ46、設定温度
上昇用スイッチ47が配置されている。また、合成温度は
表示器48に表示され、設定温度は表示器49に表示され
る。さらにこれらの表示器48、49の上方にランプ51、5
2、53が配置され、それぞれ加温状態、保温状態、異常
状態を表示する。

図12に示すように、制御装置面には、ソケット55が配
置されており、図11Bに示す連絡管37と接続される。制
御装置は、金属製ハウジング内に収容されている。ヒー
タや制御回路の電源は、電気的にシールドされたトラン
スフォーマ等により構成され、金属製ハウジング内に収
容されている。電気的シールドを行うことにより、心電
図等への悪影響を防止する。

図13は、上述の手術台用エアーマットの測定結果を示
すグラフである。横軸は、時間ｔの経過を示し、縦軸は
合成温度Ｔを示す。設定温度は38℃である。

曲線t1は、図10A、10Bの制御に従い、T_M＝T_L＝T₀−５
℃、T_H＝T₀−0.5℃として制御し、合成温度検出センサ
で検出した合成温度を示す。初期加熱により、合成温度
t1は、40.7℃まで一旦上昇し、その後下降して次に設定
温度38℃の前後で保持されている。

図示の状態において、初期のオーバーシュートを除外
すると、合成温度は37.2℃〜38.6℃の範囲内に保たれて
いる。

曲線t2は、患者の体温の変化を示す。患者の体温は、
手術開始後わずかに低くなっているが、ほぼ一定の体温
を維持し、手術終了後覚醒時には36.1℃となっている。
なお、比較のため下側に手術室内の室温t₃を示す。室温
t₃は、手術開始と共に低くされ、手術中は約23℃に保た
れ、手術終了後22.5℃まで下がっている。すなわち、室
温が23℃前後に冷房されても患者の体温はほぼ36℃前後
に保持することができる。

なお、この測定は、昇温の比較温度を２種類設定した
場合である。図10A、10Bに示す制御のように昇温時の比
較温度を３種類設定すれば、より細やかな制御が可能と
なる。たとえば、初期のオーバーシュートをさらに低減
させることも可能である。

また、面状ヒータ駆動電流をオン／オフ、または大／
小／オフに変化させる場合を説明したが、エアーマット
使用中はヒータ駆動電流をオフにせず、電流オフ状態を
一定の小電流を流すアイドル状態に置換してもよい。電
流値をよく多レベルに設定してもよい。さらに、電流値
を連続的に制御してもよい。

以上実施例に沿って本発明を説明したが、本発明はこ
れらに制限されるものではない。たとえば種々の変更、
改良、組み合わせ等が可能なことは請求の範囲で当業者
に自明であろう。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献特開昭63−222915（ＪＰ，Ａ) 特開昭58−116216（ＪＰ，Ａ) 特開平６−13158（ＪＰ，Ａ) 特開平６−343664（ＪＰ，Ａ) 実開昭57−57836（ＪＰ，Ｕ) 実開昭60−129918（ＪＰ，Ｕ) 特表平３−502410（ＪＰ，Ａ) 米国特許4175297（ＵＳ，Ａ) 米国特許4149066（ＵＳ，Ａ) 米国特許5267365（ＵＳ，Ａ) 米国特許4652726（ＵＳ，Ａ) 米国特許2998817（ＵＳ，Ａ) 米国特許4814583（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61G 13/00 A61G 7/04 A47C 27/08

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】長さ方向に延在したベッド面に配置される
複数のグループの空気セルであって、各空気セルは変形
可能な袋状シートで形成され、空気の通る開口を有し、
空気セルは協同して上面に手術を受ける患者を載置する
弾性支持面を構成することができる複数グループの空気
セルと、前記複数グループの空気セルの下側に配置され、患者の
身体の主要部を含む面積を有するシート状の形状を有す
る面状ヒータと、前記面状ヒータと前記複数グループの空気セルとを包む
変形可能なバッグと、前記バッグの上面に載置され、検出した温度Ｔを表わす
温度信号を発生するための温度センサと、空気を供給しない空気セルのグループを順次交代でき
る、前記複数グループの空気セルに選択的に空気を供給
するための選択的空気供給手段と、前記温度信号を受け、測定した温度に基づき、前記面状
ヒータへの電力供給を制御する制御手段とを有する手術台用エアーマット装置。
【請求項２】前記制御手段は、前記温度信号の表わす温
度Ｔの値およびそれまでの温度Ｔの変化の履歴に基づい
て電力供給を制御する請求の範囲第１項記載の手術台用
エアーマット装置。
【請求項３】前記制御手段はターゲット温度T₀を設定で
き、温度Ｔが上昇している時はターゲット温度T₀より所
定温度ΔT₁低い温度（T₀−ΔT₁）を越えた時に電力供給
を減少させる請求の範囲第２項記載の手術台用エアーマ
ット装置。
【請求項４】前記制御手段はターゲット温度T₀を設定で
き、温度Ｔが下降している時はターゲット温度T₀より所
定温度ΔT₂高い温度（T₀＋ΔT₂）を下回った時に電力供
給を増加させる請求の範囲第２項記載の手術台用エアー
マット装置。
【請求項５】前記制御手段は、大電力とそれより小さい
小電力を供給でき、電力に応じて電力供給後の制御を異
ならせる請求の範囲第２項記載の手術台用エアーマット
装置。
【請求項６】前記制御手段は大電力供給停止後の時間、
小電力供給中の時間に基づいて制御を変化させる請求の
範囲第５項記載の手術台用エアーマット装置。
【請求項７】前記空気セルの各々は、内部に空気を充填
した状態で約４〜8cmの径を有する請求の範囲第１項記
載の手術台用エアーマット装置。
【請求項８】前記空気セルの各々は、前記長さ方向にほ
ぼ直交する方向に長く、前記ベッド面の長さ方向中央部
に配置される空気セルの径は、前記ベッド面の長さ方向
両端部に配置される空気セルの径よりも小さい請求の範
囲第７項記載の手術台用エアーマット装置。
【請求項９】前記バッグは、ポリエステルで形成された
シートとシートの内面上に形成された金属層を含む請求
の範囲第１項記載の手術台用エアーマット装置。
【請求項１０】さらに、電気メスまたはレーザメスの使
用を表わす信号を受ける端子を有し、前記制御手段は電
気メスまたはレーザメスが使用されている間、面状ヒー
タへの電力供給を停止する請求の範囲第１項記載の手術
台用エアーマット装置。
【請求項１１】前記面状ヒータは、支持シートとその表
面上に形成した抵抗ヒータ層を有する請求の範囲第１〜
10項のいずれかに記載の手術台用エアーマット装置。
【請求項１２】前記抵抗ヒータ層はカーボンを含む請求
の範囲第11項記載の手術台用エアーマット装置。
【請求項１３】患者の体重支持面を定期的に変更するこ
とのできる手術台用のエアーマットの運転方法であっ
て、エアーマットの空気層下面に設けたヒータを作動させ、
発熱させる発熱工程と、エアーマットの空気層上面に設けたセンサにより温度T_i
を測定する工程と、測定した温度T_iをターゲット温度T₀よりΔT₁低い比較温
度（T₀−ΔT₁）と比較する工程と、測定した温度T_iが比較温度（T₀−ΔT₁）に達したらヒー
タの駆動電流を低下させる工程とを含む手術台用エアーマットの運転方法。
【請求項１４】さらに、測定温度T_iと前回の測定温度T
_i-1の差ΔT_i＝T_i−T_i-1を求める工程と、測定温度T_iと差ΔT_iとに基づき、ヒータを制御する制御
工程とを含む請求の範囲第13項記載の手術台用エアーマットの
運転方法。
【請求項１５】前記制御工程は、ΔT_iが零または負にな
り、測定温度T_iがT₀＋ΔT₂より低くなった時にヒータの
駆動電流を増加させる保温工程を含む請求の範囲第14項
記載の手術台用エアーマットの運転方法。
【請求項１６】前記制御工程は、ΔT_iが正で測定温度T_i
がT₀＋ΔT₃より高くなった時にヒータの駆動電流を低下
させる温度上昇防止工程を含む請求の範囲第15項記載の
手術台用エアーマットの運転方法。
【請求項１７】前記発熱工程と前記制御工程中の保温工
程とは異なる電流値で行われる請求の範囲第15項記載の
手術台用エアーマットの運転方法。
【請求項１８】さらに、測定温度T_iと電流供給の履歴に
基づいて電流供給制御を行う制御工程を含む請求の範囲
第13項記載の手術台用エアーマットの運転方法。
【請求項１９】前記制御工程は、測定温度T_iが前記比較
温度より高い他の比較温度を一旦越えた場合と、越えな
い場合で異なる制御を行う請求の範囲第18項記載の手術
台用エアーマットの運転方法。
【請求項２０】前記駆動電流低下工程は、電流を切断す
る工程であり、さらに電流切断時間を測定する工程を含
む請求の範囲第19項記載の手術台用エアーマットの運転
方法。
【請求項２１】前記制御工程は、電流切断時間が設定値
に達しても設定温度上昇が得られない時に前記駆動電流
より低い駆動電流を供給する請求の範囲第20項記載の手
術台用エアーマットの運転方法。