JP4257418B2 - 電気機械駆動式人工心臓 - Google Patents

Description

本発明は、体内に完全に埋め込まれる電気機械駆動式人工心臓に関し、特に、その耐久性を向上させる技術に関する。

体内完全埋め込み型の人工心臓として、ポンプハウジング内に、モータと、モータのローターと一体化されたナットと、ナットに螺合されるとともに回転不能とされたローラねじと、そのローラねじの先端に固定された押圧板と、押圧板によって駆動させられるダイヤフラムとを備え、ポンプハウジングとダイヤフラムとの間に、血液流入口と血液流出口とを備えた可変容積室が形成されている電気機械駆動式人工心臓が知られている。

上記電気機械駆動式人工心臓では、ナットに螺合されたローラねじが回転不能とされていることから、モータが回転させられることによりナットが回転させられると、ローラねじは直線運動し、ローラねじの先端に固定された押圧板がダイヤフラムを押圧するので、可変容積室の容積が小さくなって、可変容積室内の血液が血液流出口から送り出される。そして、モータが逆方向に回転させられると、押圧板がダイヤフラムから離れる方向に移動して、ダイヤフラムは、血液流入口からの血液流入圧およびダイヤフラム自身の弾性復帰力により可変容積室の容積が大きくなる方向に変形するので、血液流入口から可変容積室内へ血液が流入する。なお、この型式の人工心臓には、可変容積室を１つだけ備え、心臓を切除しないで用いる補助人工心臓と、可変容積室を２つ備え、心臓を切除して、２つの可変容積室の交互の拍動により血液循環を維持する全置換型人工心臓とがある。

一度、人工心臓を体内に埋め込んでしまうと、簡単には取り出せないことから、体内埋め込み式の人工心臓には、長期耐久性が要求される。しかし、上記電気機械駆動式の人工心臓は、従来、ローラねじが最もモータ側の位置で一旦停止する際に生じる衝撃が比較的大きく、また、人工心臓は、一日に平均１０万回前後（平均心拍数８０拍／分）の収縮、拡張が行われるので、衝撃が繰り返されることによるラジアルベアリング等の機械的負荷が大きい。そのため、これまで、上記電気機械駆動式の人工心臓は機械的耐久性に問題があった。

本発明は、以上の事情を背景として為されたものであり、その目的とするところは、長期耐久性が得られる体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓を提供することにある。

かかる目的を達成する第１発明は、(a)ねじと、そのねじと螺合するナットとを有し、そのナットの回転により、そのナットに対してそのねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、(b)その往復運動装置を駆動させるモータと、(c)そのモータの回転速度を制御する速度制御装置と、(d)血液流入口と血液流出口とを有し、その往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室とを備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、(e)前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期におけるモータの回転速度を、所定の最高速度とした後、速度０まで連続的に減少させ、(f)前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、その可変容積室の容積収縮終了時まで、連続的にまたは段階的に上昇させることを特徴とする。

また、第２発明は、(a)ねじと、そのねじと螺合するナットとを有し、そのナットの回転により、そのナットに対してそのねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、(b)その往復運動装置を駆動させるモータと、(c)そのモータの回転速度を制御する速度制御装置と、(d)血液流入口と血液流出口とを有し、その往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室とを備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、(e)前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期におけるモータの回転速度を、所定の最高速度とした後、速度０まで連続的に減少させ、(f)前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、その可変容積室の容積収縮終了時まで、上昇率が漸次小さくなる指数関数的に上昇させることを特徴とする。

また、第３発明は、(a)ねじと、そのねじと螺合するナットとを有し、そのナットの回転により、そのナットに対してそのねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、(b)その往復運動装置を駆動させるモータと、(c)そのモータの回転速度を制御する速度制御装置と、(d)血液流入口と血液流出口とを有し、その往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室とを備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、(e)前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期における前記モータの回転速度を、所定の最高速度とした後、その最高速度と速度０との間の中間速度を経て、速度０とし、(f)前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、その可変容積室の容積収縮終了時まで、連続的にまたは段階的に上昇させることを特徴とする。

また、第４発明は、(a)ねじと、そのねじと螺合するナットとを有し、そのナットの回転により、そのナットに対してそのねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、(b)その往復運動装置を駆動させるモータと、(c)そのモータの回転速度を制御する速度制御装置と、(d)血液流入口と血液流出口とを有し、その往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室とを備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、(e)前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期における前記モータの回転速度を、所定の最高速度とした後、その最高速度と速度０との間の中間速度を経て、速度０とし、(f)前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、その可変容積室の容積収縮終了時まで、上昇率が漸次小さくなる指数関数的に上昇させることを特徴とする。

また、第５発明は、第１発明から第４発明のいずれか一つの電気機械駆動式人工心臓において、前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張時には、前記モータを駆動制御する制御電圧を、所定の最高電圧とし、次いで、その最高電圧よりも低い所定の中間電圧にて所定時間保持した後、０とすることを特徴とする。

上記第１発明から第４発明によれば、可変容積室の容積拡張期における往復運動装置の停止が緩やかになるので、その際の衝撃が減少し、耐久性が向上する。また、衝撃として失われるエネルギーが少なくなるので、人工心臓の効率も向上する。また、可変容積室の容積収縮期におけるモータの回転速度が緩やかに最高速度まで上昇することから、その容積収縮開始時のモータ電流にピークがなくなるとともに、収縮期における可変容積室内圧の変化および可変容積室から拍出される血液流量の変化が少なくなるので、人工心臓の効率がさらに向上する。

また、第５発明は、モータの回転速度を第１発明から第４発明のように変化させるための制御電圧の一態様であり、第１発明または第２発明と同様の効果が得られる。

以下、本発明の実施例を図面を参照しつつ詳細に説明する。図１は、本発明が適用された電気機械駆動式の容積置換型補助人工心臓（以下、単に補助人工心臓という）１０の全体構造を示す図である。補助人工心臓１０は、腹部や胸腔内に埋め込まれる体内埋め込み部１２と、体外から体内埋め込み部１２に電力を供給する体外部１４とからなる。

体内埋め込み部１２は、心臓補助ポンプ２０、速度制御装置７０、体内バッテリー７２、体積補償装置７４、および二次コイル７６を備え、心臓補助ポンプ２０と速度制御装置７０、速度制御装置７０と体内バッテリー７２、体内バッテリー７２と二次コイル７６が、それぞれ配線７８、８０、８２で接続され、心臓補助ポンプ２０と体積補償装置７４とが配管８４により接続された構造を有している。一方、体外部１４は、外部バッテリー９０と一次コイル９２とを有し、それら外部バッテリー９０と一次コイル９２とが配線９４により接続された構造である。

心臓補助ポンプ２０は血液流入口２２および血液流出口２４を備えており、一方の端が血液流入口２２に接続される図示しないチューブの他端が左心室に挿入され、一方の端が血液流出口２４に接続される図示しないチューブの他端が上行大動脈や下行大動脈などに接続される。

図２は、心臓補助ポンプ２０の分解断面図である。図２に示すように、心臓補助ポンプ２０は、ハウジング２６と、ダイヤフラム２８と、押圧板として機能するプッシャープレート２９と、回転−直線運動変換装置３０と、ナット３１と、モータコイル（ステータ）４０と、ロータ４４と、バックプレート３４とを備えている。

ハウジング２６には、前記血液流入口２２および血液流出口２４（血液流出口２４は図２には図示せず）が形成されており、血液流入口２２には、血液流入口２２からハウジング２６内に血液が流入する際には開くが、血液流出口２４から血液が流出する際には閉じる逆止弁３６が設けられている。また、図示しないが、血液流出口２４には、血液流出口２４から血液が流出する際には開くが、血液流入口２２からハウジング２６内に血液が流入する際には閉じる逆止弁が設けられている。

モータコイル４０およびロータ４４を備えているモータ３２は、本実施例では３相のブラシレスＤＣモータである。モータハウジング３８は、リング状であり、エンドベル４８およびモータホルダー５０は、それぞれ大径側がモータハウジング３８に当接させられている。これらモータハウジング３８、エンドベル４８、およびモータホルダー５０により形成される空間内に、モータコイル４０、ベアリング４２、ロータ４４、およびナット３１などが収容されており、モータコイル４０は、モータハウジング３８に固定されている。また、ロータ４４とナット３１とは一体化させられており、それらロータ４４およびナット３１は、一対のベアリング４２を介してモータコイル４０に回転可能に支持されている。

回転−直線運動変換装置３０は、外周面にナット３１と螺合するねじ山が形成されたローラねじ５２を有している。ローラねじ５２は円盤状部材５４の中心に、その円盤状部材５４に対して垂直に固定されている。円盤状部材５４には、ローラねじ５２と平行となるようにモータ３２方向に突き出す鉤部５４ａが一対形成されており、その一対の鉤部５４ａに、ローラねじ５２と平行となるようにスライドシャフト５６が固定されている。このスライドシャフト５６は、エンドベル４８に形成され軸方向に貫通する案内穴５８およびモータハウジング３８に形成された案内穴５９に挿し通されるので、回転−直線運動変換装置３０はモータ３２に対して相対回転不能となっている。このように構成された回転−直線運動変換装置３０とナット３１とにより往復運動装置が構成され、ロータ４４の回転によりナット３１が回転させられると、モータ３２に対して相対回転不能とされたローラねじ５２が軸方向に移動させられるとともに、スライドシャフト５６が案内穴５８、５９によりその軸方向に案内されるので、回転−直線運動変換装置３０は軸方向に運動する。

上記ローラねじ５２には軸方向に貫通する貫通穴６０が形成されている。その貫通穴６０には、円盤状部材５４ａを介して、プッシャープレート２９に固定されたピン６２が挿入されている。

ダイヤフラム２８は、伸縮性のある柔らかい膜であり、その大半がプッシャープレート２９により支持されているとともに、その外周縁がハウジング２６とモータハウジング３８とにより挟持されている。このダイヤフラム２８とハウジング２６との間に、可変容積室６４が形成される。

図３は、このように構成された心臓補助ポンプ２０の駆動状態を示す図である。モータ３２によりナット３１が回転させられると、回転−直線運動変換装置３０およびその回転−直線運動変換装置３０に一体化されたプッシャープレート２９がモータ３２の軸心方向に移動させられ、モータ３２によるナット３１の回転により、プッシャープレート２９がダイヤフラム２８を押圧する方向に移動させられると、図３（ａ）に示すように、可変容積室６４の容積は減少し、血液流出口２４（図３には図示せず）から血液が駆出される。一方、モータ３２がそれとは逆方向に回転させられると、図３（ｂ）に示すように、回転−直線運動変換装置３０がダイヤフラム２８およびプッシャープレート２９から離れる方向に移動させられ、ダイヤフラム２８の弾性復帰力および血液の流入圧により、可変容積室６４の容積は増加し、血液流入口２２から血液が可変容積室６４内に流入する。なお、以下、可変容積室６４の容積減少期間を収縮期といい、容積増加期間を拡張期という。

図１に戻って、速度制御装置７０は、心臓補助ポンプ２０のモータ３２におけるナット３１の回転速度を予め設定された速度制御パターンで制御するとともに、モータ３２におけるナット３１の回転方向を制御する。体内バッテリー７２は、体外からの電力供給が一時的に途絶えたりした時、一時的に速度制御装置７０および心臓補助ポンプ２０に電力を供給するものであり、４０分〜１時間、それら速度制御装置７０および心臓補助ポンプ２０を駆動できる。体積補償装置７４は、配管８４により心臓補助ポンプ２０内の可変容積室６４以外の空間と連通させられており、体内に埋め込まれた時、可変容積室６４の容積増加／減少に対応して、その容積が減少／増加させられ、心臓補助ポンプ２０内の可変容積室６４以外の空間に陽圧や陰圧が発生しないようにするものである。

生体内に埋め込まれる二次コイル７６および体外部１４の一次コイル９２は、ともに、電力伝送コイルを内部に有しており、それら二次コイル７６と一次コイル９２とにより、経皮伝送装置９６が構成される。一次コイル９２を二次コイル７６に近づけた状態で、外部バッテリー９０からの電力により一次コイル９２に電流が流されると、一次コイル９２に磁束が発生し、その磁束により、二次コイル７６に誘導起電力が発生させられ、さらに、整流器を通して交流（ＡＣ）から直流（ＤＣ）に変換されて、体内バッテリー７２が充電される。

次に、本発明と従来例との比較を説明する。図４は、モータ３２を駆動制御するための速度制御装置７０の制御電圧ＣＶ（上段）、その制御電圧ＣＶに基づいて回転させられるモータ３２におけるナット３１の回転速度（下段）、モータ３２の回転運動により直線運動させられるローラねじ５２の位置（中段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。なお、ローラねじ５２の位置は、最もモータ３２側の位置を０としている。

図４に示すように、従来は、制御電圧ＣＶを矩形的に変化させていた。すなわち、収縮期になると制御電圧ＣＶを瞬時に所定の収縮期目標電圧値（図４では約５Ｖ）とし、その収縮期目標電圧値を収縮期の終了まで維持し、一旦、瞬時に０Ｖとした後、拡張期には、再び、瞬時に所定の拡張期目標電圧値（図４では４Ｖ弱）とし、その拡張期目標電圧値を所定の時間維持した後に、瞬時に０Ｖとしていた。このように制御電圧ＣＶを変化させているので、収縮期間中のモータ３２の回転速度、および拡張期間中のモータ３２の回転速度は、それぞれほぼ一定であり、ローラねじ５２の位置は、直線的に変化していた。

一方、本発明の場合、制御電圧ＣＶを以下のように変化させる。すなわち、まず、瞬時に、モータ３２を回転開始可能な所定の第１電圧値ＣＶ１（図４では約２Ｖ）とした後、収縮期の終わりまで、上昇率が漸次小さくなる指数関数（たとえば、式１に示す指数関数）に従って連続的に増加させ、収縮期の終わりに所定の第２電圧値ＣＶ２（図４では約４Ｖ）とし、一旦、瞬時に０Ｖとする。
（式１） ＣＶ＝ａ（１−ｅ^−bｔ）
ｔは時間、ａ、ｂは正の定数である。

そして、拡張期には、まず、サージ電流を防止することができる程度の比較的短い時間だけ０Ｖを維持した後、瞬時に上記第１電圧値ＣＶ１とし、次いで、収縮期に制御電圧ＣＶが第１電圧値ＣＶ１から第２電圧値ＣＶ２まで増加させられる期間よりも短い期間で前記第２電圧値ＣＶ２と同程度の所定の第３電圧値（最高電圧）ＣＶ３となるように、且つ、変化率が次第に小さくなるように、連続的に増加させる。次いで、瞬時に、前記第１電圧値ＣＶ１と同程度であり、第３電圧値ＣＶ３より低く０Ｖより高い中間電圧として予め設定された第４電圧値ＣＶ４まで低下させ、その第４電圧値ＣＶ４を、モータ３２の回転速度が０となるのに要する時間として設定された所定時間だけ維持した後、瞬時に０Ｖとする。

このように制御電圧ＣＶを変化させると、モータ３２の回転速度は、収縮期の開始時から連続的に増加していき、収縮期の終了時には、次第に減速する。そして、拡張期には、収縮期とは逆方向に連続的に増加していき、最高速度がしばらく維持された後、速度０まで連続的に減少する。また、ローラねじ５２の位置は、再始動開始時の変化および停止時の変化が緩やかになる。

図５は、モータ３２の制御電圧ＣＶ（上段）、衝撃力の変化（中段）、モータ電流の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。なお、衝撃力は、心臓補助ポンプ２０のバックプレート３４にリングタイプのロードセルを当接させて測定した。

図５に示すように、従来のように制御電圧ＣＶを制御すると、拡張期において制御電圧ＣＶが瞬時に０Ｖとされた後、すなわち、回転−直線運動変換装置３０が停止させられた後に、衝撃が発生していることが分かる。一方、本発明のように制御電圧ＣＶを制御すると、収縮期および拡張期を通じて、衝撃はほとんど生じていないことが分かる。また、従来のように制御電圧ＣＶを制御すると、収縮期の開始時に、モータ電流に大きなピークが見られるが、本発明の場合には、そのようなピークは見られず、また、本発明の場合には、拡張期において制御電圧ＣＶが第３電圧値ＣＶ３から第４電圧値ＣＶ４へ低下させられると、モータ電流がほぼ０となっている。

図６は、後負荷に対するポンプ効率の変化を、従来の制御と本発明の制御とで比較した結果を示す図であり、実線が本発明の場合、破線が従来の場合を示す。なお、ポンプ効率は、補助人工心臓１０の外的仕事量を入力電力で割った値に所定の係数を掛けた値であり、外的仕事量は、後負荷に対する拍出量（すなわち収縮期の血液流出量）を意味し、後負荷とは、血液流出口２４に接続されているチューブの内圧を意味している。図６に示すように、本発明の場合の方が、平均して、２〜３％効率が向上していることが分かる。

図７は、モータ３２の制御電圧ＣＶ（上段）、心臓補助ポンプ２０における可変容積室６４の内圧の変化（中段）、心臓補助ポンプ２０の血液拍出流量の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。図７に示されるように、本発明の場合には、従来の場合に比較して、ポンプ内圧波形およびポンプ流量波形の収縮期における変化が滑らかになっていることが分かる。

図８は、模擬回路により生体内環境に近い環境とした状態にて駆動させた補助人工心臓１０の耐久試験結果を示す図である。なお、この耐久試験は、後負荷を１００ｍｍＨｇとし、毎分平均流量を４．５ｍＬ／ｍｉｎとして行った。本発明の補助人工心臓１０は約３カ月の連続運転が可能であり、また、入力電力は約４ワットを維持し、ポンプ効率は２０％前後であった。

上述の実施例によれば、可変容積室６４の容積拡張期において、回転−直線運動変換装置３０の停止が緩やかになるので、その際の衝撃が減少し、耐久性が向上する。また、衝撃が減少するので、騒音などによる患者の負担も減少する。また、衝撃として失われるエネルギーが少なくなるので、熱損失による温度上昇が抑えられ補助人工心臓１０の効率も向上する。

また、本実施例によれば、可変容積室６４の容積収縮期におけるモータ３２の回転速度が緩やかに最高速度まで上昇することから、可変容積室６４の容積収縮開始時のモータ電流にピークがなくなるとともに、収縮期における可変容積室６４の内圧の変化および可変容積室６４から拍出される血液流量の変化が少なくなるので、補助人工心臓１０の効率がさらに向上する。

以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の態様においても適用される。

たとえば、前述の実施例では、拡張期において、モータ３２の回転速度が最高速度となった後、速度０まで連続的に減少するように、制御電圧ＣＶを変化させていたが、段階的に（階段状に）モータ３２の回転速度が減少するように制御電圧ＣＶを変化させてもよい。

また、前述の実施例では、ナット３１がモータ３２のロータ４４と一体化させられるとともに、回転−直線運動変換装置３０がモータ３２に対して相対回転不能とされることにより、回転−直線運動変換装置３０が直線運動するようになっていたが、ねじがモータのロータと一体化させられ、ナットがモータに対して相対回転不能とされることにより、ナットが直線運動するようになっていてもよい。

また、前述の実施例は、本発明を補助人工心臓に適用した例であったが、本発明は、全置換型の電気機械式人工心臓にも適用できる。図９は、全置換型の電気機械式人工心臓に備えられるポンプ１００の分解断面図であり、図１０は、そのポンプ１００の駆動状態を示す図である。なお、図９、１０において、前述の実施例と同一の機能を有する部材には、同一の符号を付してある。

ポンプ１００は、可変容積室６４を２つ有する点において前述の実施例の心臓補助ポンプ２０と異なるが、その２つの可変容積室６４の拡張・収縮は、前述の実施例の心臓補助ポンプ２０と同様に、１つのナット３１およびローラねじ５２により行われる。すなわち、ナット３１を有する回転部１０２の両方向の回転により、ローラねじ５２がその軸方向の両側に移動するようになっており、そのローラねじ５２の移動により、左右いずれか一方のダイヤフラム２９が押され、他方のダイヤフラム２９の押圧が弱められるようになっている。図１０（ａ）に示すように、ローラねじ５２がナット３１から左側に突き出す方向に移動させられると、左側の可変容積室６４が収縮させられるとともに、右側の可変容積室６４が拡張させられるので、矢印で示すように、左側の可変容積室６４から血液が拍出され、右側の可変容積室６４へ血液が流入する。一方、図１０（ｂ）に示すように、ローラねじ５２がそれとは反対方向に移動させられると、左側の可変容積室６４が収縮させられるとともに、右側の可変容積室６４が拡張させられるので、矢印で示すように、左側の可変容積室６４に血液が流入するとともに、右側の可変容積室６４から血液が拍出される。

なお、上述したのはあくまでも一実施形態であり、本発明は当業者の知識に基づいて種々の変更、改良を加えた態様で実施することができる。

本発明が適用された補助人工心臓の全体構造を示す図である。 図１の心臓補助ポンプの分解断面図である。 心臓補助ポンプ２０の駆動状態を示す図であって、（ａ）は収縮末期の状態を示し、（ｂ）は拡張末期の状態を示す。 モータの制御電圧ＣＶ（上段）、ローラねじの位置（中段）、モータの回転速度（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。 モータの制御電圧ＣＶ（上段）、衝撃力の変化（中段）、モータ電流の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。 後負荷に対するポンプ効率の変化を、従来の制御と本発明の制御とで比較した結果を示す図である。 モータの制御電圧ＣＶ（上段）、心臓補助ポンプの内圧の変化（中段）、心臓補助ポンプの血液拍出流量の変化（下段）を示す図であり、（ａ）が従来の場合、（ｂ）が本発明の場合を示している。 模擬回路により生体内環境に近い環境とした状態での、図１の補助人工心臓の耐久試験結果を示す図であり、入力電力の変化（上段）、効率の変化（下段）を示している。 全置換型の電気機械式人工心臓に備えられるポンプの分解断面図である。 図９のポンプの駆動状態を示す図であって、（ａ）は左側の可変容積室が収縮期末期の状態を示し、（ｂ）は右側の可変容積室が収縮期末期の状態を示す。

符号の説明

１０：補助人工心臓、２０：心臓補助ポンプ、２２：血液流入口、２４：血液流出口、３０：回転−直線運動変換装置、３１：ナット、３２：モータ、６４：可変容積室、７０：速度制御装置

Claims (5)

1. ねじと、該ねじと螺合するナットとを有し、該ナットの回転により、該ナットに対して該ねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、
   該往復運動装置を駆動させるモータと、
   該モータの回転速度を制御する速度制御装置と、
   血液流入口と血液流出口とを有し、該往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室と
   を備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、
   前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期におけるモータの回転速度を、所定の最高速度とした後、速度０まで連続的に減少させ、
   さらに、前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、該可変容積室の容積収縮終了時まで、連続的にまたは段階的に上昇させることを特徴とする電気機械駆動式人工心臓。
2. ねじと、該ねじと螺合するナットとを有し、該ナットの回転により、該ナットに対して該ねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、
   該往復運動装置を駆動させるモータと、
   該モータの回転速度を制御する速度制御装置と、
   血液流入口と血液流出口とを有し、該往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室と
   を備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、
   前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期におけるモータの回転速度を、所定の最高速度とした後、速度０まで連続的に減少させ、
   さらに、前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、該可変容積室の容積収縮終了時まで、上昇率が漸次小さくなる指数関数的に上昇させることを特徴とする電気機械駆動式人工心臓。
3. ねじと、該ねじと螺合するナットとを有し、該ナットの回転により、該ナットに対して該ねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、
   該往復運動装置を駆動させるモータと、
   該モータの回転速度を制御する速度制御装置と、
   血液流入口と血液流出口とを有し、該往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室と
   を備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、
   前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期における前記モータの回転速度を、所定の最高速度とした後、該最高速度と速度０との間の中間速度を経て、速度０とし、
   さらに、前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、該可変容積室の容積収縮終了時まで、連続的にまたは段階的に上昇させることを特徴とする電気機械駆動式人工心臓。
4. ねじと、該ねじと螺合するナットとを有し、該ナットの回転により、該ナットに対して該ねじが軸方向両側へ相対移動する往復運動装置と、
   該往復運動装置を駆動させるモータと、
   該モータの回転速度を制御する速度制御装置と、
   血液流入口と血液流出口とを有し、該往復運動装置の往復運動に基づいて収縮、拡張が繰り返される可変容積室と
   を備えた体内完全埋め込み型の電気機械駆動式人工心臓であって、
   前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張期における前記モータの回転速度を、所定の最高速度とした後、該最高速度と速度０との間の中間速度を経て、速度０とし、
   さらに、前記速度制御装置は、前記モータを駆動制御する制御電圧を、前記可変容積室の容積収縮開始時に、前記モータを始動可能な所定の第１電圧値とし、その後は、該可変容積室の容積収縮終了時まで、上昇率が漸次小さくなる指数関数的に上昇させることを特徴とする電気機械駆動式人工心臓。
5. 前記速度制御装置は、前記可変容積室の容積拡張時には、前記モータを駆動制御する制御電圧を、所定の最高電圧とし、次いで、該最高電圧よりも低い所定の中間電圧にて所定時間保持した後、０とすることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の電気機械駆動式人工心臓。

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