JP2001517495A - 流量制御された血液ポンプシステム - Google Patents

流量制御された血液ポンプシステム

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レオナルド エー．アール． ゴールディング，
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Abstract

(57)【要約】 患者の心臓機能を補助するため或いは引き継ぐために血液を圧送するシステムは、ポンプを横切る幅広い圧力差の変化に対して僅かな流量変化しか生じないような急勾配の性能曲線を示す血液ポンプ（１４）によって特徴付けられる。したがって、ポンプは、悪影響を与える流量や圧力から生理学システムを保護する流量制限特性を示す。また、ポンプ流量は、電力供給源（１６）から駆動部（２６）に供給される電流を制御することによって、あるいは、ポンプハウジング（１００）の内外に適当な制限手段を設けることによって制限される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の背景） 本発明はポンプ装置の技術および心臓の補綴に関する。特に、本発明は、生体
内で血液ポンプとして使用されるモータ駆動のロータダイナミックポンプと、そ
のような血液ポンプの制御システムおよび技術とに関する。 最近、医療分野においては、心臓の機能が制限された患者や病んだ心臓の摘出
を受ける患者の心臓機能を補助もしくは完全に引き継ぐことができる人工の装置
およびシステムを発展させる努力が行なわれている。このような努力の幾つかは
、人間の心臓の機械的な脈動動作を複製することに焦点が合わされている。一方
、循環系の脈動がない血液の流れで生命を維持できることが認められてきている
。したがって、最近の研究は脈動がないポンプ装置の評価を含んでいる。この脈
動がないポンプ装置は、心臓機能を補助もしくは完全に引き継ぐ補綴装置として
、循環系に血液の連続した流れを形成する。一般に、このような脈動がないポン
プは、遠心血液ポンプや軸流血液ポンプとしても知られるロートダイナミック血
液ポンプの形態を成している。ロートダイナミックポンプは、寸法の小型化や重
量の軽減、構造の単純化、信頼性の向上、完全な心臓の置換や移植可能なポンプ
として使用される脈動ポンプ装置と比較して低コストであるといった様々な利点
を提供する。
【０００２】 生体内において、末梢血管の抵抗や静脈の「状態」は、生体臓器の要求にした
がって生体により制御される。血管は、生体臓器によって要求される血液需要に
関与する神経インパルスに応じて、収縮（血管収縮）し拡張（血管拡張）する。
このような動作により、循環系内で圧力および流量の変化が生じる。ある意味で
、心臓は循環系のサーバントであり、圧送される血液の量は生体の要求に依存し
ている。すなわち、心臓出力（所定時間内に心臓によって吐き出される血液の量
）は静脈還流量（同じ時間内に心臓に戻される血液の量）に等しい。人間の心臓
は、循環系による血流の需要の変化に応答する固有の制御によって特徴付けられ
る。このような特性の例証としては、人間の心臓が移植されて、主体となる生体
内で心臓機能を引き継ぐために直接的な神経の接続が移植された心臓のために要
求されない場合には、外的な制御装置が不要となるという事実がある。 一般に、ロートダイナミックポンプは、ポンプの入口と出口との間の所定の圧
力差を維持するように動作され或いは制御される。通常、このような動作制御は
、セットされたインペラの速度を維持するポンプコントローラによって行なわれ
る。ポンプの性能特性は、しばしば、所定のポンプ動作速度におけるポンプ流量
とポンプを横切る圧力差との間の関係を示す性能曲線によって表わされる。
【０００３】 心臓補綴としてロートダイナミック血液ポンプを使用すると、人間の循環系と
ポンプとの間の相互作用に関する特有の問題が生じる。心臓や幾つかの人工心臓
と比較すると、従来のロートダイナミックポンプは、人間の循環系によって引き
起こされる圧力や流量の変化に正確に応答しない傾向がある。これは、人間の心
臓と異なり、ロートダイナミックポンプが入口圧（前圧）或いは出口圧（後圧）
に対する固有の感度を有していないという事実に一部起因している。ポンプ速度
が制御された値に維持されると、入口−出口間の圧力差（ポンプを横切る圧力差
）に変化が生じない限り、ポンプの流量は殆ど変化しない。したがって、ポンプ
が血液ポンプとして使用される場合、ポンプを横切る圧力差が一定であるため、
出口圧すなわちポンプ出口の圧力の変化に伴って生じる入口圧すなわち循環系の
静脈還流通路の圧力の変化は、ポンプ流量の著しい変化なしに生じる。これは、
一般に流量の著しい増加が全身の圧力からのほんの僅かで一時的な影響をもって
静脈圧の増加に関与している心臓の動作と対照的である。圧力差の変化が入口圧
力の増加によって引き起こされるのか或いは出口圧力の増加によって引き起こさ
れるのかどうかは、ロートダイナミックポンプにとって特に重要ではない。しか
しながら、生理学システムにおいて、５または１０ｍｍＨｇの入口圧の変化は、
５または１０ｍｍＨｇの出口圧の変化とは異なった生理学的意味を有する。その
結果、出口圧が低レベルまで下がると、不適切に構成されて制御されたロートダ
イナミックポンプは、入口圧が対応する低いレベルであって且つ危険であろうレ
ベルに低下して、上流側の血管が血圧不足によって押し潰されるまで、システム
を通じて流量を吐出し続ける。逆に、出口圧が高まると、入口圧が同じ量まで増
大し、極端な場合、血液の流れが逆になることさえある。ポンプの観点から賠償
的となる交換は、支持される生理学システムの需要からすると、不適応であるか
もしれない。従来のポンプ構成において、ポンプの賠償の程度は、部分的には、
知られたポンプ構成に関連する性能曲線の特性の固有の結果である。
【０００４】 今日の臨床プラクティスにおいて、ロートダイナミックポンプは外的な制御装
置によって制御され、オペレータは医学的な判断に基づいて速度を増加し或いは
減少する。また、現在までの大抵の臨床事例にあっては、長尺な流入・流出カニ
ューレを必要とする外的なポンプで甘んじている。このようなカニューレは、ポ
ンプと生理学システムとの間で比較的大きな圧力降下を助長し、生理学的な圧力
変動を、カニューレと生理学システムとの組み合わせに起因する全抵抗値の一部
にする。ポンプ流れのための閉ループフィードバック制御システムを形成するた
めに、ポンプおよび制御アルゴリズムとともに、圧力変換器もしくは流量変換器
から成るシステムを使用することが提案されている。しかしながら、そのような
技術や装置は、複雑となる場合があり、コストの低減および信頼できる血管圧送
システムを提供するといった問題に対して経済的に実行可能な解決策を提供する
ことができない。 したがって、前述した問題を緩和でき、許容できる出力を維持するために外的
センサや制御装置をポンプに付設する必要がなく、長時間にわたって且つ患者の
広い活動レベルにわたって循環系を損傷させることがない血液ポンプシステムを
提供することが望ましい。
【０００５】 （発明の簡単な要約） 本発明によれば、前述した従来の問題を解決するロートダイナミック血液ポン
プシステムが提供される。このポンプは、圧送チャンバに連通する入口および出
口流通路を備えたハウジングから成る。入口から出口に向けて流体を押し出すた
めに、インペラが前記チャンバ内に受けられている。インペラはモータもしくは
他の動作部に連結されている。ポンプ入口からポンプ出口へと吐き出される流体
の流量は、ポンプによって支持されるシステムによりポートを横切るように維持
される圧力差に比例している。本発明において、ポンプシステムは、圧力の変化
に対して流量の変化が比較的小さくなる（すなわち、比例定数ΔＱ／ΔＰが小さ
くなる）ような急勾配の圧力／流量性能曲線を動作セットポイントの近傍に形成
するように構成されている。ポンプを通じた流量がポンプを横切る幅広い圧力差
の下で制限されるようにポンプが構成されており、これによって、生理学システ
ムにダメージを与えるような過度の流量が防止される。
【０００６】 本発明の他の局面において、出口流通路は流量制限器を有している。この流量
制限器は、ポンプシステムの圧力／流量曲線の急勾配に寄与するように構成され
ている。 本発明の別の局面において、ポンプを生理学システムに接続する流出管路の抵
抗は、生理学システムの受け端部における圧力変化の影響からポンプ出口を部分
的に孤立させるように設定されている。これにより、ポンプシステムの出力流量
は、循環圧力の全範囲にわたって、略平均のセットポイントを維持し続ける。 本発明の更に他の局面では、流量の減少により示される負荷の低下によってイ
ンペラの回転速度が増大するように、モータおよびそのエネルギ供給源が制御さ
れる。これは、ポンプの吐出性能を増大させるとともに、流れを制御して吐出す
る能力を向上させる。流量の増大は全く逆の効果を有している。
【０００７】 本発明の更に他の局面では、異なる患者の要求を満足させるように或いは回復
の異なる段階時に一人の患者の要求を満足させるように、流量のセットポイント
をスイッチによって選択できる。 本発明の主な利点は、外的センサや制御ループを使用することなく流量を狭い
範囲内に維持でき且つ供給されるシステムにとって安全で良好な性能をポンプシ
ステムが有しているという点である。また、他の利点は、簡単且つ信頼できる手
段によって流量の平均セットポイントを変えることができるという点である。更
に本発明の他の利点は、本明細書を読んで理解すれば、当業者にとって明らかと
なるであろう。 本発明はある部分および部分の配置において物理的な形態をとっていてもよい
。本発明の好ましい実施形態は、本明細書において詳細に記載され、この一部分
を形成する添付の図面で説明される。
【０００８】 （詳細な説明） 以下、図面を参照しながら本発明の好ましい実施形態について説明するが、こ
の実施形態に本発明が限定されるものではない。図１は本発明に係る血液ポンプ
システムのブロック図を示している。人間生理学システムがブロック１２で示さ
れている。この生理学システム１２は、流体受けポイント２０と流体吐出ポイン
ト１８とを介して、ポンプ１４に接続されている。一般に、血液ポンプの適用に
おいて、流体吐出ポイント１８は心臓の心房または心室の挿管となる。流入管路
２２は、挿管部をポンプの入口ポートに接続する流体輸送導管である。流出管路
２４は、ポンプの出口ポートを流体受けポイント２０に接続する他の流体輸送導
管である。血液ポンプシステムにおいて、このポイントは、通常、主な動脈への
吻合部となる。
【０００９】 生理学制御システム１２の機能は良く知られており、その詳細な説明は本発明
を理解する上で必要ない。敢えて言及すれば、生理学制御システム１２はポンプ
の入口および出口で圧力変動および流量変動を生起し、これらの変動は互いに独
立に生じる。エネルギ入力レギュレータ２８は、ポンプの主な動作部へのエネル
ギ入力を制御するための手段であり、ポンプ１４の制御を容易にする。ポンプの
主な動作部は好ましくは電動機であり、レギュレータは前記電動機に供給される
電圧や周波数や電流を制御する。しかしながら、電圧や周波数や電流に類似する
パラメータを有する液圧または気圧モータや熱システムといった他の形式の動作
部を本システムの主な動作部として用いることもできることは言うまでもない。
【００１０】 エネルギ伝達システム２６は、主エネルギ供給源１６からエネルギ入力レギュ
レータ２８に電力を伝えるためのものである。エネルギ伝達システム２６は、単
純なケーブルまたは管路、あるいは、変圧器のような経皮的な伝達システムであ
る。エネルギ伝達システムが一時的に不通になっても、蓄電池３０によってエネ
ルギ入力レギュレータ２８に電力が連続的に供給される。蓄電池３０は再充電設
備を備えていても良い。エネルギ伝達システム２６と主エネルギ供給源１６と蓄
電池３０は技術的に良く知られた装置からなり、その詳細な説明は本発明を理解
する上で必要ない。
【００１１】 本発明に係るポンプシステムの所望の性能は図２の研究結果から理解すること
ができる。図２はポンプの３つの動作速度に対応する性能曲線を示している。曲
線４０は公称動作速度の性能曲線を示している。この性能曲線において、ポンプ
システムは、最大出力圧力増加すなわち流量が０の状態に対応する「停止」圧力
４１によって特徴付けられる。流量が増大するにつれて、ポンプまたはポンプシ
ステムを横切る圧力差は減少する。本発明において、ポンプシステムは、流量が
増大するにつれて勾配が大きくなり且つ公称動作点４２を通る急勾配の傾きＳを
有する性能曲線を形成するように構成されている。好ましくは、ポンプの公称の
動作セットポイントにおいて、ポンプの入口−出口間での約５０ｍｍＨｇの圧力
変化が僅か１リットル／分の流量変化を生じるように、前記傾きＳ（流量の変化
を圧力差の変化で割ったもの）は約−３％以下（リットル／分／ｍｍＨｇ）とな
っている。ポンプシステムを横切る圧力差を減少するように生理学システムが動
作すると、ポンプシステムの構成は付加的な流れを起こすというポンプシステム
の能力を制限してしまうため、加えられる圧力差の変化にかかわらず流量の著し
い増大が防止される。流量が減少するにつれて加えられる圧力が増大する場合、
インペラ特性の相反する変化により、外圧の影響が補償されて、流量変化が制限
された範囲内に再び保持される。
【００１２】 また、最大動作速度性能曲線５０と最小動作速度性能曲線５１とが公称回転速
度４０とともに示されている。低い許容速度曲線５１において推定される予想最
大負荷圧増加５２では最小の流量５３が生じる。同様に、公称速度（rpm）４０ における公称圧力５４では公称流量５５が生じる。また、最大速度（rpm）５０ における最小圧力５６では最大流量５７が生じる。
【００１３】 本発明において、ポンプシステムは、公称動作点４２の周辺での流量の変動（
excursion）がシステムにダメージを与えるほど高くない或いは低くないように 構成されている。したがって、性能曲線の急勾配は、ポンプシステムを横切る圧
力差の所定の変動に伴う流量の増大あるいは減少を低減するように働く。これら
の流量の絶対値は依存的に適用される。血液ポンプに適用した場合、許容できる
公称制限流量は、患者の体格や性別や年齢に依存するとともに、もしあれば、損
傷を受けた心臓がまだどの程度の流量を生起し得るかどうかに依存している。一
例として、ある人間において、２．５リットル／分の出力に制限された心臓では
、健康が害され、生活の質も劣悪となる。４リットル／分の付加的な流量を提供
する心室補助デバイスでは、通常の安静時の心臓出力が得られる。仮に、加えら
れる圧力が増大して補助デバイスの流量が３リットル／分まで低下しても、処置
が得られるまで生命は維持され、たとえ心臓が全く働かなくなっても、残りの心
室機能をもって、患者は合計された流量により快適さを完全に得ることができる
。仮に、圧力が低下してポンプ流量が６リットル／分まで増大しても、患者は過
度にポンプ作用を受けない。利用できる注入流量が増大しない場合、補助デバイ
スは、大動脈弁を通り抜ける流量を転換（流用）するが、血液は全身の循環に及
ぶ。
【００１４】 所望の性能特性を達成するのに適したポンプ１４が図３に断面図で示されてい
る。ポンプ１４は、２つの部分すなわちインペラハウジング部１０２とモータハ
ウジング部１０４とを備えたハウジング１００を有している。また、ハウジング
カバー１０６も設けられている。ハウジング１００はチタンのような生体適合性
材料によって形成されている。ハウジングカバー１０６は従来の締結具（図示せ
ず）を使用してハウジング１００に固定されている。また、弾性を有するシール
１０８がハウジング１００とハウジングカバー１０６との間に設けられている。
ハウジングカバー１０６は一般に中空の円筒形を成す軸方向延在部１１０を有し
ている。この軸方向延在部１１０は、モータ１１２の固定子１１６を収容すると
ともに、円錐形の先端部１１１を有している。固定子１１６は、鉄のスタック１
１８と、スタック１１８に電流を流す適当な導電部（図示せず）とを有している
。固定子１１６は、Ｏリング１２５を介してハウジング１００とシール状態で係
合するモータカバー１２４を固定するネジ締結具１２６によって、軸方向延在部
１１０内に固定されている。また、モータ１１２は、軸方向延在部１１０と同心
的で且つ内部に永久磁石１２０を有する環状のロータ１１４を備えている。ロー
タ１１４は、インペラ１３７のための駆動部１２２を構成するとともに、インペ
ラ１３７の基部１３８に固定されている。
【００１５】 ハウジング１００のインペラハウジング部１０２は、インペラチャンバ１３２
とインペラ１３７の外周面の回りに配置された環状チャンバ１３４とに連通する
入口１３０を形成している。ポンプ出口１３６は、一般に、環状チャンバ１３４
に連通する円筒状の通路である。インペラ１３７は、図４Ａ〜図４Ｃを参照しな
がら以下に詳しく説明するが、軸方向延在部１１０の円錐状の先端部１１１の外
面に嵌合するように形成されている。ハウジング１００のインペラチャンバ１３
２は、インペラ１３７のブレードに補助的に形成されており、入口１３０から環
状チャンバ１３４に至る流通路を形成している。作動時、インペラ１３７の回転
は、血液に遠心力を与え、これによって、血液を入口１３０から環状チャンバ１
３４を経てポンプ出口１３６へと外側に搬送する。
【００１６】 図４Ａ〜図４Ｃに示されるように、インペラ１３７は環状の基部１３８を有し
ている。環状の基部１３８は、円形の凹部１４０と、インペラ基部外周１４２と
を有している。複数のメインインペラブレード１４４と複数のスプリッタブレー
ド１４６とが基部１３８から延びて基部１３８に固定されている。スプリッタブ
レード１４６はメインブレード１４４間に交互に配列された状態で延びている。
スプリッタブレード１４６は、メインブレード１４４間のスペースが比較的大き
いインペラの径方向外側で流れを案内し、正味の流路面積を減少する。その結果
、血液の流れ角度がブレード角度に沿うようになり、ポンプ性能が向上する。図
４Ａはインペラ１３７の正面図である。図示のように、インペラのメインブレー
ド１４４とスプリッタブレード１４６は湾曲していないフラットな形状を成して
いる。また、インペラのメインブレード１４４とスプリッタブレード１４６は、
テーパ状もしくは湾曲状の外縁部１４８を有している。テーパ状もしくは湾曲状
の外縁部１４８は、滑らかな速度変化を形成し、インペラ１３７が矢印Ａ方向に
回転した時にブレード乱流が形成されるのを防止する。しかしながら、本発明の
他の適用にあっては、湾曲形状を成すブレードが好適であり、これによって、図
２に示されるようなポンプシステムの所望の性能特性が得られるであろうことは
言うまでもない。
【００１７】 また、メインブレード１４４とスプリッタブレード１４６は、血液の損傷を防
止するために、丸みを帯びた内縁部１５０を有している。メインブレード１４４
とスプリッタブレード１４６は、基部１３８の径方向に対して角度θをなして配
置されている。出願人は、θが３５度〜７５度の範囲にある場合に好ましい結果
が得られることを見い出した。図４Ｂに示されるように、メインブレード１２６
の内縁部１５０はインペラの軸に対して所定の角度をなしている。このように角
度付けられた内縁部１５０によって、インペラ１３７は軸方向延在部１１０の円
錐状の先端部１１１（図３参照）を収容することが可能になる。本実施形態はラ
ジアル流ポンプ（radial flow pump）として記述されているが、混合流ポンプ(m
ixed flow pump)や軸流ポンプの構成であっても同様の性能が得られることは当 業者に理解されるであろう。
【００１８】 インペラやポンプ流路の寸法および大きさを選択するだけで流量制限性能特性
を得ることが不要である或いは望ましくない場合もある。ポンプシステムの他の
部分に流体抵抗を付与することによって、本発明の望ましい効果が得られ或いは
向上する場合もある。 図５は、本発明のポンプシステムの使用に適した流出管路２４の形態を成す流
量リストリクタを示している。管路２４には、ポンプ接続端部６０と、流体受け
ポイント端部６１とが設けられている。管路の内径６３は、小さく設定されては
いるが、血液を損傷させるような流速もしくは形態を防止できるに十分な大きさ
に設定されている。入口６０から出口６１までの長さは、内径６３と協働して所
定の流体抵抗が得られるように設定されている。
【００１９】 有益な抵抗値が得られる他の手法が図６に概略的に示されている。この手法は
スターリングレジスタとして知られる装置と組み合わせた例である。流入チュー
ブ７０は弛み部７１を有している。弛み部は、基準圧力Ｐrefを受ける流体を収 容するケース７２によって囲まれている。圧力Ｐupstreamは本質的にポンプ出口
ポートでの圧力である。このような構成においてチューブ７０内の流体に抵抗を
付与する背圧が基準圧力Ｐrefとなることは知られている。下流側圧力Ｐdownstr eam は上流側圧力Ｐupstreamから基準圧力Ｐrefを引いた圧力に等しい。スターリ
ングレジスタと適当な基準圧力Ｐrefとの組み合わせは、前述したような流量制 限特性を得るため或いは向上させるために使用されても良い。図７は、前述した
スターリングレジスタに基準圧力Ｐrefを供給するのに適したバネ装填型の圧力 リザーバを示している。この装置は、ピストン８１に固定されたバネ８０とベロ
ーズ８２とを備えている。基準圧力Ｐrefは、バネ８０によって形成される力を ピストン８１の面積で割った値に等しい。
【００２０】 一般に、ポンプの入口を絞ることは望ましくない。これは、絞りによって、過
度の圧力低下が生じたり、あるいは、キャビテーションが生じたりするためであ
る。しかしながら、図６に示されるようなスターリングレジスタは過度の圧送動
作を防止するためにポンプ流入管路２２（図１参照）上に使用できる。この場合
、圧力Ｐupstreamが流体吐出ポイント１８（図１参照）の上流側の注入圧力とな
る。また、圧力Ｐdownstreamが本質的にポンプ入口圧力となる。また、基準圧力
Ｐrefは、圧力Ｐupstreamにとって安全な圧力レベル（−５．０ｍｍＨｇ程度） を示すように選択される。ポンプ作動によって圧力Ｐupstreamが基準圧力Ｐref を下回った場合、スターリングレジスタは潰れ、圧力Ｐupstreamが基準圧力Ｐre f を上回るまで流れが停止される。その結果、流体吐出ポイント１８の周囲およ び手前の組織は圧力低下の影響を受けずに済み、流入管路２２は組織プラグの強
制的な進入によって永久的に遮断されない。このような適用におけるスターリン
グレジスタの効果は、基準圧力Ｐrefとして胸腔内圧のような体腔圧を使用し且 つ弛み部７１を所定の剛度の物と取り替えることによって、有効にシミュレート
される。これにより、変形に対する抵抗は、圧力を受けた剛度が０に近いチュー
ブ部のそれと略等しくなる。
【００２１】 また、本発明において、過度の圧送状態や圧送不足状態は、流入管路または流
出管路の断面変形を考慮することによって検知できる。図８に示されるように、
磁気的に動作するリードスイッチのような近接スイッチ８９は、弛み部７１に設
置されて、過度の圧送状態や圧送不足状態を検知するために使用できる。磁石９
０はスイッチ９１の接点に作用する。「弛み」部７１が所定の限界値を越えて潰
れ或いは膨張されると、スイッチ８９は、ポンプ速度を適切な速度に変更するよ
うにプログラムされ或いは構成されているポンプのエネルギ入力レギュレータ２
８に信号を形成する。ポンプ速度制御値間の触発動作を防止することによって操
作の安定性を確保するために、エネルギ入力レギュレータ２８の電子装置は、ス
イッチの開閉において時間遅れ或いは位置ヒステリシスをもっている。
【００２２】 エネルギ入力レギュレータ２８の制御技術の他の変形例が図９に示されている
。この変形例は、磁気的に動作するリードスイッチのような皮下スイッチ１６０
の形態を成している。このスイッチ１６０によれば、オペレータは、ポンプの制
御特性を、ある１つの速度や電流或いは流量制御アルゴリズムから他のそれらへ
と変更することが可能になる。図９に示されるように、スイッチ１６０はワイヤ
１６１を介してポンプのエネルギ入力レギュレータ２８に接続されている。スイ
ッチ１６０は、患者の体内に経皮的に配置され、システムの他の構成要素から独
立して設けられる。所定の制御形態間で選択を行なうために、磁石１６２は患者
或いは医師の傍らであって且つスイッチ１６０の近傍に設けられる。
【００２３】 ポンプ流量を制御する本発明に係る他の技術においては、ポンプモータの電力
のアルゴリズミック制御によって、流量が許容範囲に制限される。所定のポンプ
速度に対応する電力と流量とが定量化可能な関係をもっていることは知られてい
る。所望の所定値にしたがってポンプモータに対するエネルギ入力を調整するこ
とにより、略一定のポンプ流量が得られる。入口−出口間の圧力差が減少すると
、制御されていないポンプ内のインペラは流量を増大するようになる。その結果
、対応する電流の増大がモータにおいて必要となる。しかしながら、電力が制限
されているため、モータは速度が落ち、所定の流量範囲内で動作される。これに
より、ポンプの吐出性能が低下し、ポンプ流量が許容限度内に維持される。
【００２４】 モータの電力は、ロートダイナミックポンプの動作における電力とポンプ流量
との間の既知の関係に依存するアルゴリズムにしたがって制御される。以下の関
係式はポンプ理論から知られている。 Φ＝流量係数＝Ｃ1Ｑ／ＮＲ3 （１） π＝電力係数＝Ｃ2Ｐs／ρＮ3Ｒ5 （２） Φ＝πの単調関数＝ｆ（π） （３） Ｑ＝ｆ（Ｃ2Ｐs／ρＮ3Ｒ5，ＮＲ3／Ｃ1） (４） Ｃ1、Ｃ2は使用される寸法単位にのみ依存する定数であり、Ｎは１分当たりの
回転数（r.p.m.）として表されるポンプ速度に等しい。また、Ｒはポンプ１９０
の径であり、Ｐｓは軸力であり、ρは流体密度（比重）であり、Ｑは流量である
。
【００２５】 モータの電力と速度（rpm）は、良く知られた手段により、エネルギレギュレ ータ−モータシステム内で容易に測定できる。したがって、定数Ｃ1、Ｃ2すなわ
ち流量と速度（rpm）と電力との間の関数関係を決定するためにシステムを較正 することにより、ポンプ速度や電力を制御でき、流量や圧力を直接に測定するこ
となく略一定の流量を維持することができる。 図１０は、本発明のポンプ制御を達成するのに適した制御アルゴリズムのため
のフローチャートである。１７０において、流量と速度と電力との間の関係を決
定するためにシステムが較正される。これは、前記３つのパラメータを測定して
前述した方程式（１）〜（４）の定数Ｃ1、Ｃ2の値を決定することによって達成
できる。これらの定数の値が決定されると、定数値はアルゴリズムによる使用の
ために記憶される。
【００２６】 １７２において、所望のポンプ流量が入力される。１７４において、ポンプの
電力および速度が測定され、１７６において、ポンプ出口流量の計算値を決定す
るために前記ポンプ電力および速度が使用される。１７８において、この計算値
が所望のポンプ流量値と比較される。ポンプ出口流量が所望のポンプ流量と等し
いか或いは所望のポンプ流量の所定の許容範囲内にある場合には、アルゴリズム
は１７４に戻り、ポンプの電力および速度が新たに測定される。ＱoutputがＱde
siredの所定の許容範囲内にない場合には、アルゴリズムは１８０へと移行して 、ポンプ速度が増加（１８４）されるべきか減少（１８２）されるべきかが決定
される。モータ速度が適切に調整された後、アルゴリズムは１７４に戻り、ポン
プの電力および速度が再び測定される。
【００２７】 また、図１１に示されるように、モータの電力を制御するのではなく、モータ
の電流を制御することもできる。同一もしくは類似するインペラに関して、一定
の電流下での流量と圧力との関係２００が、一定の速度下での流量と圧力との関
係２０１に対比して示されている。 ポンプそれ自身の構造を適当に変更することによって、或いは、流量リストリ
クタや流量制御器のような装置をポンプの圧送システムの外側に付設することに
よって、或いは、これら２つの手段を組み合わせることによって、本発明におけ
る流量制限特性を達成できることは前述したことから認識されるであろう。また
、流量制限特性をポンプの制御システムに組み入れることもできる。以上、好ま
しい実施形態を参照しながら本発明を説明してきた。本明細書を読んで理解すれ
ば、他の変更や改良できることは明らかである。そのような変更や改良が添付の
請求の範囲内にある限り、その全てが本発明に含まれることは我々の意図すると
ころである。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明に係るポンプシステムのブロック図である。
【図２】 本発明に係るポンプシステムの圧力差と流量との関係を示す３つの曲線が描か
れたグラフである。
【図３】 本発明に係るポンプの断面図である。
【図４】 本発明を達成するのに適したインペラを示す図である。
【図５】 本発明に係るポンプシステムの使用に適した流出管路の図である。
【図６】 本発明に係るポンプシステムの使用に適したスターリングレジスタの断面図で
ある。
【図７】 本発明に係るポンプシステムの使用に適した等圧リザーバの断面図である。
【図８】 本発明に係るポンプシステムの使用に適した近接スイッチを有する変形チュー
ブの断面図である。
【図９】 本発明に係るポンプシステムの使用に適した遠隔的に動作される皮下的なセッ
トポイント変更スイッチを示す図である。
【図１０】 本発明に係るポンプシステムのポンプモータの電流を制御するための制御アル
ゴリズムのフローチャートである。
【図１１】 一定の電流下での流量と圧力との関係が一定の速度下での流量と圧力との関係
に対比して示されているグラフである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ， ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，Ｌ Ｓ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ ，ＡＵ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＣＡ，ＣＮ，ＣＵ， ＣＺ，ＥＥ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＧＷ，ＨＵ，ＩＤ，Ｉ Ｌ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ ，ＬＶ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ， ＲＯ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，Ｕ Ｚ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 ゴールディング， レオナルド エー．ア ール. アメリカ合衆国、44023 オハイオ、オー バーン タウンシップ、オーバーン ロー ド 16650 Ｆターム(参考） 4C077 AA04 BB10 DD08 JJ03 JJ13 JJ16 KK23

Claims (20)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 （ａ）チャンバと、流体の流通が可能となるように前記チャ
    ンバに連通する入口および出口とを形成するハウジングと、 （ｂ）前記入口から前記出口に向けて流体を押し流すために前記チャンバ内に
    配置されたインペラと、 を備え、 前記インペラは、ポンプを横切る幅広い圧力差にわたってポンプを通じた流体
    の流量が所定の制限内に維持されるような急勾配の性能曲線を形成するように構
    成されていることを特徴とするロートダイナミックポンプ。
  2. 【請求項２】 ポンプの前記性能曲線は、ポンプの入口−出口間での５０ｍ
    ｍＨｇの圧力変化に対して僅か１リットル／分の流量変化を示すことを特徴とす
    る請求項１に記載のポンプ。
  3. 【請求項３】 前記性能曲線はポンプの公称の動作セットポイントを通るリ
    ニアな曲線であることを特徴とする請求項１に記載のポンプ。
  4. 【請求項４】 前記インペラは複数のメインブレードと複数のスプリッタブ
    レードとを備え、スプリッタブレードは、その長さがメインブレードの長さより
    も短く、メインブレード間に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の
    ポンプ。
  5. 【請求項５】 前記インペラがフラットなブレードを備えていることを特徴
    とする請求項１に記載のポンプ。
  6. 【請求項６】 ポンプは円錐形の先端部を有する軸方向延在部を更に備え、
    前記インペラは、前記円錐形の先端部を収容するように形成された所定の角度を
    成す内縁部を有する複数のブレードを備えていることを特徴とする請求項１に記
    載のポンプ。
  7. 【請求項７】 血液を圧送するシステムにおいて、 （ａ）ロートダイナミックポンプを備え、このロートダイナミックポンプは、 （ｉ）チャンバと、流体の流通が可能となるように前記チャンバに連通する入
    口および出口とを形成するハウジングと、 (ii)前記入口から前記出口に向けて流体を押し流すために前記チャンバ内に 配置されたインペラと、 を有し、 (iii)前記ポンプはポンプの公称動作速度で性能曲線を有し、この性能曲線は ポンプを通じた流量変化とポンプを横切る圧力差の変化との関係を示し、 さらに、システムは、 （ｂ）前記インペラに回転動作を与える駆動部と、 （ｃ）前記駆動部に電力を供給する電力供給源と、 （ｄ）前記電力供給源から前記駆動部に供給される電力を調整するレギュレー
    タと、 （ｅ）ポンプを横切る圧力差の幅広い範囲にわたってポンプを通じた流量を所
    定の制限内に維持する流量制限手段と、 を備えていることを特徴とするシステム。
  8. 【請求項８】 ポンプの前記性能曲線は、ポンプの入口−出口間での５０ｍ
    ｍＨｇの圧力変化に対して僅か１リットル／分の流量変化を示すことを特徴とす
    る請求項７に記載のポンプ。
  9. 【請求項９】 ポンプ出力の公称のセットポイントを変えるための手段を更
    に備えていることを特徴とする請求項７に記載のポンプシステム。
  10. 【請求項１０】 前記流量制限手段はインペラを備え、このインペラは、加
    えられる幅広い圧力差にわたってポンプを通じた流体の流量が所定の制限内に維
    持されるような急勾配の性能曲線を形成するように構成されていることを特徴と
    する請求項７に記載のポンプシステム。
  11. 【請求項１１】 前記インペラは複数のメインブレードと複数のスプリッタ
    ブレードとを備え、スプリッタブレードは、その長さがメインブレードの長さよ
    りも短く、メインブレード間に配置されていることを特徴とする請求項１０に記
    載のポンプシステム。
  12. 【請求項１２】 前記インペラがフラットなブレードを備えていることを特
    徴とする請求項９に記載のポンプシステム。
  13. 【請求項１３】 前記流量制限手段は、ポンプの出口と連通する流量レジス
    タ を備えていることを特徴とする請求項９に記載のポンプシステム。
  14. 【請求項１４】 前記流量レジスタは流量によって変化する抵抗値を有して
    いることを特徴とする請求項１３に記載のポンプシステム。
  15. 【請求項１５】 公称のセットポイントを変えるための手段は、ポンプの入
    力速度あるいは電力の測定値にしたがってセットポイントを制御するアルゴリズ
    ムを実行するデジタルコンピュータから成ることを特徴とする請求項９に記載の
    ポンプシステム。
  16. 【請求項１６】 前記流量制限手段はスイッチを備え、このスイッチは、流
    体の流通が可能となるようにポンプの出口と連通する断面積が可変の管路と協働
    するとともに、前記エネルギレギュレータに信号を形成するように動作すること
    を特徴とする請求項９に記載の流体圧送システム。
  17. 【請求項１７】 前記流量制限手段はポンプの入口に設けられた流量レジス
    タであることを特徴とする請求項１６に記載の流体圧送システム。
  18. 【請求項１８】 前記流量制限手段は、前記ポンプ駆動部に供給される電力
    を制限するための電力調整器を備えていることを特徴とする請求項９に記載の血
    液圧送システム。
  19. 【請求項１９】 前記電力制限手段は、電流レギュレータから成ることを特
    徴とする請求項１８に記載の血液圧送システム。
  20. 【請求項２０】 生体のために血液圧送システムを提供する方法において、 （ａ）生体の心臓機能を補助するため或いは引き継ぐために、ロートダイナミ
    ックポンプを提供し、 （ｂ）ポンプを横切る幅広い圧力差にわたってポンプを通じた流体の流量が所
    定の制限内に維持されるような急勾配の性能曲線を形成するポンプを構成し、 （ｃ）生体の心臓機能を補助するため或いは引き継ぐために、前記ポンプを使
    用する、 ことを特徴とする方法。
JP2000512579A 1997-09-24 1998-05-12 流量制御された血液ポンプシステム Pending JP2001517495A (ja)

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US08/936,317 1997-09-24
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