JPH01136664A - 拍動ポンプ装置 - Google Patents
拍動ポンプ装置Info
- Publication number
- JPH01136664A JPH01136664A JP63200264A JP20026488A JPH01136664A JP H01136664 A JPH01136664 A JP H01136664A JP 63200264 A JP63200264 A JP 63200264A JP 20026488 A JP20026488 A JP 20026488A JP H01136664 A JPH01136664 A JP H01136664A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- valve
- pump device
- hose
- blood circulation
- extracorporeal blood
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 230000006835 compression Effects 0.000 claims abstract description 10
- 238000007906 compression Methods 0.000 claims abstract description 10
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 19
- 230000000541 pulsatile effect Effects 0.000 claims description 17
- 238000007675 cardiac surgery Methods 0.000 claims description 12
- 238000013016 damping Methods 0.000 claims description 12
- 230000000295 complement effect Effects 0.000 claims description 8
- 210000004115 mitral valve Anatomy 0.000 claims description 6
- 238000005086 pumping Methods 0.000 claims description 5
- 210000001765 aortic valve Anatomy 0.000 claims description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 4
- 230000008602 contraction Effects 0.000 claims description 2
- 230000004087 circulation Effects 0.000 claims 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 abstract description 13
- 230000009471 action Effects 0.000 abstract description 6
- 239000008280 blood Substances 0.000 abstract description 5
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 abstract description 5
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 abstract description 5
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 5
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 description 4
- 206010018910 Haemolysis Diseases 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 2
- 238000001595 flow curve Methods 0.000 description 2
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 2
- 230000002572 peristaltic effect Effects 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 2
- 239000012815 thermoplastic material Substances 0.000 description 2
- 241000036848 Porzana carolina Species 0.000 description 1
- 229920000297 Rayon Polymers 0.000 description 1
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 1
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 1
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 1
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 description 1
- 230000005779 cell damage Effects 0.000 description 1
- 208000037887 cell injury Diseases 0.000 description 1
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 description 1
- 239000003638 chemical reducing agent Substances 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 238000011038 discontinuous diafiltration by volume reduction Methods 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 238000009408 flooring Methods 0.000 description 1
- 230000008588 hemolysis Effects 0.000 description 1
- 230000002949 hemolytic effect Effects 0.000 description 1
- 239000005556 hormone Substances 0.000 description 1
- 229940088597 hormone Drugs 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 239000002207 metabolite Substances 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000003534 oscillatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000036581 peripheral resistance Effects 0.000 description 1
- 230000002085 persistent effect Effects 0.000 description 1
- 239000003380 propellant Substances 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 229920000260 silastic Polymers 0.000 description 1
- 229920002379 silicone rubber Polymers 0.000 description 1
- 239000004945 silicone rubber Substances 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 1
- 238000010792 warming Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
- F04—POSITIVE - DISPLACEMENT MACHINES FOR LIQUIDS; PUMPS FOR LIQUIDS OR ELASTIC FLUIDS
- F04B—POSITIVE-DISPLACEMENT MACHINES FOR LIQUIDS; PUMPS
- F04B43/00—Machines, pumps, or pumping installations having flexible working members
- F04B43/12—Machines, pumps, or pumping installations having flexible working members having peristaltic action
- F04B43/1223—Machines, pumps, or pumping installations having flexible working members having peristaltic action the actuating elements, e.g. rollers, moving in a straight line during squeezing
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
- A61M60/104—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body
- A61M60/117—Extracorporeal pumps, i.e. the blood being pumped outside the patient's body for assisting the heart, e.g. transcutaneous or external ventricular assist devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/247—Positive displacement blood pumps
- A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
- A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/40—Details relating to driving
- A61M60/424—Details relating to driving for positive displacement blood pumps
- A61M60/427—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic
- A61M60/435—Details relating to driving for positive displacement blood pumps the force acting on the blood contacting member being hydraulic or pneumatic with diastole or systole switching by valve means located between the blood pump and the hydraulic or pneumatic energy source
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/515—Regulation using real-time patient data
- A61M60/531—Regulation using real-time patient data using blood pressure data, e.g. from blood pressure sensors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/50—Details relating to control
- A61M60/508—Electronic control means, e.g. for feedback regulation
- A61M60/538—Regulation using real-time blood pump operational parameter data, e.g. motor current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/845—Constructional details other than related to driving of extracorporeal blood pumps
- A61M60/851—Valves
- A61M60/853—Valves the valve being formed by a flexible tube element which is clamped for restricting the flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/20—Type thereof
- A61M60/247—Positive displacement blood pumps
- A61M60/253—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood
- A61M60/268—Positive displacement blood pumps including a displacement member directly acting on the blood the displacement member being flexible, e.g. membranes, diaphragms or bladders
- A61M60/279—Peristaltic pumps, e.g. roller pumps
- A61M60/284—Linear peristaltic pumps
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
- A61M60/80—Constructional details other than related to driving
- A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
- A61M60/89—Valves
- A61M60/892—Active valves, i.e. actuated by an external force
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Reciprocating Pumps (AREA)
- Containers And Packaging Bodies Having A Special Means To Remove Contents (AREA)
- Catching Or Destruction (AREA)
- Prostheses (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
られる拍動ポンプに関する。
さらに詳しくは、本発明の目的は、内部に成る長さの弾
性ホースが挿し込まれたハウジング室と、このハウジン
グ室内に設けられたふたつの加圧弁すなわち吸入弁およ
び送出弁と、電気一空力的駆動の推進体とにより主とし
て構成される拍動ポンプに関する。
性ホースが挿し込まれたハウジング室と、このハウジン
グ室内に設けられたふたつの加圧弁すなわち吸入弁およ
び送出弁と、電気一空力的駆動の推進体とにより主とし
て構成される拍動ポンプに関する。
過去１０年の間、できるだけ生理的な体外血液循環を生
じさせることの重要性が多くの研究者によって強く述べ
られて来た。殊に、在来の非拍動的潅流の代りに拍動潅
流を選ぶことは末梢抵抗を減少せしめるので〔ジャーナ
ル．オブ．ソーラセズ。
じさせることの重要性が多くの研究者によって強く述べ
られて来た。殊に、在来の非拍動的潅流の代りに拍動潅
流を選ぶことは末梢抵抗を減少せしめるので〔ジャーナ
ル．オブ．ソーラセズ。
カルディオヴアスキコラー サージニトリ−（Ｊ。
Ｔｈｏｒａｃ． Ｃａｒｄｉｏｖａｓ． Ｓｕｒｇ．）
第７５巻第５６９− ５８３頁（１９７８年）のケイ．
エム．テイラー（Ｋ．Ｍ．Ｔａｙｌｏｒ）の報文、Ｊ．
Ｔｈｏｒａｃ． Ｃａｒｄｉｏｖａｓ． ’Ｓｕｒｇ
．第６８巻第１３８− １４７頁（１９７４年）のジェ
ー ダン（Ｊ． Ｄｕｎｎ）の報文、およびＡｒｃｈ．
Ｓｕｒｇ．第９８巻第３２１−３！５頁（１９６９年
）のエイチ．ソロフ（Ｈ， Ｓｏｒｏｆｆ）の報文参照
〕、また患者の冷却および加温の急速性および均一性ゆ
えにｌ：Ｊ． Ｔｈｏｒａｃ． Ｃａｒｄｉｏｖａｓ．
Ｓｕｒｇ．第７８巻第６６７− ６７７頁（１９７９
年）のジー．ディ．ウィリアムズ（Ｇ．Ｄ．Ｗｉｌｌｉ
ａｍｓ）の報文参照〕、さらにホルモンおよび代謝物質
の拡散の減少のため（Ｊ。
第７５巻第５６９− ５８３頁（１９７８年）のケイ．
エム．テイラー（Ｋ．Ｍ．Ｔａｙｌｏｒ）の報文、Ｊ．
Ｔｈｏｒａｃ． Ｃａｒｄｉｏｖａｓ． ’Ｓｕｒｇ
．第６８巻第１３８− １４７頁（１９７４年）のジェ
ー ダン（Ｊ． Ｄｕｎｎ）の報文、およびＡｒｃｈ．
Ｓｕｒｇ．第９８巻第３２１−３！５頁（１９６９年
）のエイチ．ソロフ（Ｈ， Ｓｏｒｏｆｆ）の報文参照
〕、また患者の冷却および加温の急速性および均一性ゆ
えにｌ：Ｊ． Ｔｈｏｒａｃ． Ｃａｒｄｉｏｖａｓ．
Ｓｕｒｇ．第７８巻第６６７− ６７７頁（１９７９
年）のジー．ディ．ウィリアムズ（Ｇ．Ｄ．Ｗｉｌｌｉ
ａｍｓ）の報文参照〕、さらにホルモンおよび代謝物質
の拡散の減少のため（Ｊ。
Ｔｈｏｒａｃ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓ．Ｓｕｒｇ．第７５
巻第３９２−３９９頁（１９７８年）のグブリュエフ．
ブレｖ − （Ｗ．Ｆ．Ｂｒｅｍｍｅｒ’）の報文参照
〕、さらに大脳損傷の減少からＣ １９８２年ベルリン
シュプリンガー，フェアラーク（Ｓｐ −ｒｉｎｇｅ
ｒ Ｖｅｒｌａｇ）出版のｒｏｐｅｎ ）ｌｅａｒｔ
ＳｕｒｇｅｒｙＪ中のケイ、エム、ティラー（Ｋ、Ｍ、
Ｔａｙｌｏｒ）の報文「心臓手術中の大脳細胞損傷に対
する拍動流およびエーテル路ろ過の効果」およびＡｍ、
Ｓｕｒｇ、 １９７１年第６１−６４頁のティー、マ
ツモト（Ｔ、 Ｍａｔｓｕｍｏｔｏ）の報文参照〕、特
によいとされている。
巻第３９２−３９９頁（１９７８年）のグブリュエフ．
ブレｖ − （Ｗ．Ｆ．Ｂｒｅｍｍｅｒ’）の報文参照
〕、さらに大脳損傷の減少からＣ １９８２年ベルリン
シュプリンガー，フェアラーク（Ｓｐ −ｒｉｎｇｅ
ｒ Ｖｅｒｌａｇ）出版のｒｏｐｅｎ ）ｌｅａｒｔ
ＳｕｒｇｅｒｙＪ中のケイ、エム、ティラー（Ｋ、Ｍ、
Ｔａｙｌｏｒ）の報文「心臓手術中の大脳細胞損傷に対
する拍動流およびエーテル路ろ過の効果」およびＡｍ、
Ｓｕｒｇ、 １９７１年第６１−６４頁のティー、マ
ツモト（Ｔ、 Ｍａｔｓｕｍｏｔｏ）の報文参照〕、特
によいとされている。
術中術後の患者の状態を良好にするため拍動潅流を実現
するという要求は乳幼児の心臓手術に特に感じられる。
するという要求は乳幼児の心臓手術に特に感じられる。
これはこのような患者の危険性による。
従来のせん動ローラポンプを改造することによって、ま
たはこのようなぜん動ローラポンプを振動流ポンプに直
列に結合することによって得た拍動ポンプを使用するは
既知である。このようなポンプによればいわゆる脈動流
が発生するが、いずれにしてもこれらは真の拍動流すな
わち生理的な血液の流れに理想的に重複する流れを実現
できるものではなかった。何故ならば、これは弁座とロ
ーラとが離れているので大動脈圧力曲線の充分に短い立
上り時間および典型的な脈動を示す流量曲線を実現しな
いからであった。さらに、このような装置では、ポンプ
の弛緩ストロークが必然的にその収縮ストロークに合致
し、吸入ストローク中の流れ曲線の調節が不可能である
。
たはこのようなぜん動ローラポンプを振動流ポンプに直
列に結合することによって得た拍動ポンプを使用するは
既知である。このようなポンプによればいわゆる脈動流
が発生するが、いずれにしてもこれらは真の拍動流すな
わち生理的な血液の流れに理想的に重複する流れを実現
できるものではなかった。何故ならば、これは弁座とロ
ーラとが離れているので大動脈圧力曲線の充分に短い立
上り時間および典型的な脈動を示す流量曲線を実現しな
いからであった。さらに、このような装置では、ポンプ
の弛緩ストロークが必然的にその収縮ストロークに合致
し、吸入ストローク中の流れ曲線の調節が不可能である
。
また、米国特許第４，２３９，４６４号明細書には、実
質的に上述の従来ポンプとは異なり、真の拍動流を実現
するポンプが記載されている。このポンプは、板によっ
て成る長さのたわみ性ホースを押圧することによってこ
のホースの中の流体の柱を移動させて拍動流を生じさせ
るものである。逆流を防止するためこのポースの両端に
はふたつの弁が設けである。これらの弁は２枚の板から
成り、ホースを完全に押しつぶすものではなく大きな圧
力降下を与えるだけのものであって、これにより逆流を
なくそうとしている。押圧板の運動はこれらの弁の板の
運動と同じく純粋の並進である。さらにこの米国特許の
記載によれば、これはカム装置によって駆動される。こ
の型式のポンプによれば、収縮送出のインパルス周波数
は調節することができ、患者のＥＣＧ（心電図の波形）
との同期を確立することができる。しかし全サイクルの
持続時間に対する収縮期の持続時間の比およびこの全サ
イクル内における収縮期の位置は変えることができず、
押圧を行なうシステム（運動の駆動がカムの外形によっ
て制御される容積型のシステム）によってきっちりと制
約される。
質的に上述の従来ポンプとは異なり、真の拍動流を実現
するポンプが記載されている。このポンプは、板によっ
て成る長さのたわみ性ホースを押圧することによってこ
のホースの中の流体の柱を移動させて拍動流を生じさせ
るものである。逆流を防止するためこのポースの両端に
はふたつの弁が設けである。これらの弁は２枚の板から
成り、ホースを完全に押しつぶすものではなく大きな圧
力降下を与えるだけのものであって、これにより逆流を
なくそうとしている。押圧板の運動はこれらの弁の板の
運動と同じく純粋の並進である。さらにこの米国特許の
記載によれば、これはカム装置によって駆動される。こ
の型式のポンプによれば、収縮送出のインパルス周波数
は調節することができ、患者のＥＣＧ（心電図の波形）
との同期を確立することができる。しかし全サイクルの
持続時間に対する収縮期の持続時間の比およびこの全サ
イクル内における収縮期の位置は変えることができず、
押圧を行なうシステム（運動の駆動がカムの外形によっ
て制御される容積型のシステム）によってきっちりと制
約される。
従って本発明の目的は、真に拍動流を発生し、この発生
した流れができるだけ患者の生理的血液流と同じ大きさ
で理想的に重なり合うように制御できるポンプを提供す
ることにある。
した流れができるだけ患者の生理的血液流と同じ大きさ
で理想的に重なり合うように制御できるポンプを提供す
ることにある。
このような要求を満足せしめる本発明によるポンプの作
動原理は、押圧弁をそなえた室内に収容した成る長さの
弾性ホースの、案内された圧縮および弛緩に基くもので
ある。このポンプ作用は回転−並進運動を実現する電気
−空力駆動板（または推進板）により行なわれる。
動原理は、押圧弁をそなえた室内に収容した成る長さの
弾性ホースの、案内された圧縮および弛緩に基くもので
ある。このポンプ作用は回転−並進運動を実現する電気
−空力駆動板（または推進板）により行なわれる。
さらに第１ａ図および第１ｂ図を参照して説明する。こ
れらの図はポンプ本体を略示するもので、第１ｂ図にお
いては圧縮ストローク状態を示しである。これはハウジ
ング室ｌを包含し、このハウジング室内に成る長さの弾
性ポース２が収容され一８＝ ている。この弾性ホース２は支持板３に密着している。
れらの図はポンプ本体を略示するもので、第１ｂ図にお
いては圧縮ストローク状態を示しである。これはハウジ
ング室ｌを包含し、このハウジング室内に成る長さの弾
性ポース２が収容され一８＝ ている。この弾性ホース２は支持板３に密着している。
このハウジング室内にはふたつの押圧弁が設けである。
そのうちのひとつは吸入弁（僧帽弁）４であり、他方は
送出弁（大動脈弁）５である。またこのハウジング室内
には板（または推進板）６があり、これは弛緩ストロー
ク（拍出）において４つのスラストステム７の適宜連続
する作動により制御される回転〜並進運動を行なうこと
により弾性ホースを部分的に圧縮する。
送出弁（大動脈弁）５である。またこのハウジング室内
には板（または推進板）６があり、これは弛緩ストロー
ク（拍出）において４つのスラストステム７の適宜連続
する作動により制御される回転〜並進運動を行なうこと
により弾性ホースを部分的に圧縮する。
拍出体積は弾性ホースの押圧の程度の関数であって、収
縮期の終りにおいて推進板が達する高さによって制御さ
れる。
縮期の終りにおいて推進板が達する高さによって制御さ
れる。
弛緩ストローク（充填）においては、推進板は再び下方
に動き、ホースを弾性的に弛緩せしめ、これによって流
体を入口端から吸入する。
に動き、ホースを弾性的に弛緩せしめ、これによって流
体を入口端から吸入する。
これらの弁および推進板は液圧供給系統による圧縮空気
およびオンオフ型の電気弁によって作動せしめられる。
およびオンオフ型の電気弁によって作動せしめられる。
さらに、これらの弁のそれぞれは二重効用空力シリンダ
により駆動される。このソリングは相浦的に励起される
ふたつの同形の電気弁によって駆動される。
により駆動される。このソリングは相浦的に励起される
ふたつの同形の電気弁によって駆動される。
第２図は弁４または５の空力回路を略示するものである
。この弁を閉じるためには、電気弁１１を付勢し、電気
弁１０を消勢する。開く場合にはこの逆である。
。この弁を閉じるためには、電気弁１１を付勢し、電気
弁１０を消勢する。開く場合にはこの逆である。
このように作動した弁の前進はホースを閉じ、これを支
持板に対して押圧する。各弁に対応して、この支持板に
は突起９が設けてあり、実際のこのホースの閉成は弁と
支持板の突起との間の圧縮によって生じる。
持板に対して押圧する。各弁に対応して、この支持板に
は突起９が設けてあり、実際のこのホースの閉成は弁と
支持板の突起との間の圧縮によって生じる。
好適なｌ実施例によれば、これらの弁および突起９は、
ホースの互いに対向する内壁間の接触面積を最小にする
ような形としてあり、これによって溶血反応の原因を減
少せしめている。
ホースの互いに対向する内壁間の接触面積を最小にする
ような形としてあり、これによって溶血反応の原因を減
少せしめている。
他の好適な実施例によれば、それぞれの弁に体積相補装
置８を結合し、これを対応する弁に対して反対側に位置
させである。この体積相補装置はポンプ作用にさらされ
るホース２の内部において弁の運動により誘起される体
積に等しく符号を逆にする内部体積変化を生じさせる目
的のものである。
置８を結合し、これを対応する弁に対して反対側に位置
させである。この体積相補装置はポンプ作用にさらされ
るホース２の内部において弁の運動により誘起される体
積に等しく符号を逆にする内部体積変化を生じさせる目
的のものである。
このような体積相補装置は好適には第１ａ図および第１
ｂ図に示すようにシリンダにより構成する。このシリン
ダはその軸線を中心として自由に回転できるもので、一
端部に揺動アームを取付け、他端部に押圧弁の本体を取
付けである。従って、弁を開いた時シリンダがホースに
加える圧力による相補効果として反対側ではホースの体
積に減少が生じる。また逆に、弁を閉じた時はこのホー
スからシリンダが離れて動くのでホースに弛緩が生じて
、ホースの内部体積の増大を生ぜしめ、全体としてゼロ
の効果となる。
ｂ図に示すようにシリンダにより構成する。このシリン
ダはその軸線を中心として自由に回転できるもので、一
端部に揺動アームを取付け、他端部に押圧弁の本体を取
付けである。従って、弁を開いた時シリンダがホースに
加える圧力による相補効果として反対側ではホースの体
積に減少が生じる。また逆に、弁を閉じた時はこのホー
スからシリンダが離れて動くのでホースに弛緩が生じて
、ホースの内部体積の増大を生ぜしめ、全体としてゼロ
の効果となる。
上述の実施例の代りに、体積相補装置として付加的な押
圧弁を用いることもできる。この押圧弁は機能的に主弁
と接続し、この主弁とは逆の方向に動く。これに上り主
弁よりもはるかに遠い位置におけるホースの長さ部分に
おいて逆向きの体積変化を生ぜしめる。
圧弁を用いることもできる。この押圧弁は機能的に主弁
と接続し、この主弁とは逆の方向に動く。これに上り主
弁よりもはるかに遠い位置におけるホースの長さ部分に
おいて逆向きの体積変化を生ぜしめる。
各弁について体積相補装置の使用は、弁の開閉の運動が
弾性ホースの長さ部分の内部にまたは外部に向けて流体
の運動を生ぜしめることがないように作用する。このよ
うな流体の運動は非常にせまい区域において非常な高速
で生じ易いので、溶血損傷を生じる危険性が高いからで
ある。
弾性ホースの長さ部分の内部にまたは外部に向けて流体
の運動を生ぜしめることがないように作用する。このよ
うな流体の運動は非常にせまい区域において非常な高速
で生じ易いので、溶血損傷を生じる危険性が高いからで
ある。
たとえば、閉鎖弁が閉鎖時においてホースの内部部分の
有効体積の減少を決定する。このような体積減少は特定
の場合１ｃｃよりも僅かに大きなもので、この弁の全閉
に近付くにつれ段々と小さくなるオリフィスを介してホ
ースの内部からこのような体積の流体の拍出を課するこ
ととなる。このような事実は流体力学および血行力学上
の見地から致命的なものである。何故ならば、上述の進
行的に寸法の小さくなるオリフィスを通じて流れる血液
流の速度が大きくなり、弁が全閉に近付くにつれますま
す高い値となるからである。この欠点は、全くなくなら
ないにしても体積相補装置８の存在によって極端に減少
せしめることができる。
有効体積の減少を決定する。このような体積減少は特定
の場合１ｃｃよりも僅かに大きなもので、この弁の全閉
に近付くにつれ段々と小さくなるオリフィスを介してホ
ースの内部からこのような体積の流体の拍出を課するこ
ととなる。このような事実は流体力学および血行力学上
の見地から致命的なものである。何故ならば、上述の進
行的に寸法の小さくなるオリフィスを通じて流れる血液
流の速度が大きくなり、弁が全閉に近付くにつれますま
す高い値となるからである。この欠点は、全くなくなら
ないにしても体積相補装置８の存在によって極端に減少
せしめることができる。
弁閉鎖の場合体積相補装置は、ホースの内部の適宜な位
置に、他の方法では排除されてしまうような体積に等し
い体積を与えることが可能である。
置に、他の方法では排除されてしまうような体積に等し
い体積を与えることが可能である。
同じ有利な流体力学および血行力学効果を伴なう同じで
はあるが逆の作用が、弁を開き、ホースから開放ストロ
ーク中にこの弁によって得られる体積と等しい体積を差
し引くことによって体積相補装置により実行される。
はあるが逆の作用が、弁を開き、ホースから開放ストロ
ーク中にこの弁によって得られる体積と等しい体積を差
し引くことによって体積相補装置により実行される。
体積相補装置をそなえたこのような弁の使用は、使用さ
れた特定の型式の拍動弁とは無関係に、本発明の他の目
的となるものである。
れた特定の型式の拍動弁とは無関係に、本発明の他の目
的となるものである。
体積相補装置をそなえたこれらの弁は事実他の型式のポ
ンプにも適用することができる。
ンプにも適用することができる。
第３図において、本発明によるポンプでは推進板または
プッシャー６が４つの二重効用空力シリンダ７で駆動さ
れている。
プッシャー６が４つの二重効用空力シリンダ７で駆動さ
れている。
プッシャーの動きはホースの内部体積の変化をひきおこ
しく放物線の法則により、まず大略プッシャーの前進の
関数としてのホースの内部体積変化を生じる）、このた
め流体の吸入または流体の送出を生ぜしめる。
しく放物線の法則により、まず大略プッシャーの前進の
関数としてのホースの内部体積変化を生じる）、このた
め流体の吸入または流体の送出を生ぜしめる。
シリンダの数（例示のために示した第３図では４である
が必ずしもこの数を必要とせず、２でもよく、さらには
４以上でもよい）とその配置は、スラスト板の振動運動
を得る目的を有するものである。両方の端部（大動脈弁
に近い方の端部および僧帽弁に近い方の端部）は−諸に
は動かない。
が必ずしもこの数を必要とせず、２でもよく、さらには
４以上でもよい）とその配置は、スラスト板の振動運動
を得る目的を有するものである。両方の端部（大動脈弁
に近い方の端部および僧帽弁に近い方の端部）は−諸に
は動かない。
僧帽弁に近い方の端部（吸入端の弁）は他方の弁に先立
って前進（または後退）する。この特別な運動は溶血の
点から、単に並進するのみの板よりもはるかに危険が少
ない。何故ならば、流量を同じとすれば従来より大きな
表面積が流体のために得られ、流体の速度が遅くなるか
らである。
って前進（または後退）する。この特別な運動は溶血の
点から、単に並進するのみの板よりもはるかに危険が少
ない。何故ならば、流量を同じとすれば従来より大きな
表面積が流体のために得られ、流体の速度が遅くなるか
らである。
これらの弁およびプッシャーは液圧回路および制御空力
系統により圧縮空気で適宜付勢される。
系統により圧縮空気で適宜付勢される。
実際には、供給管路から得られる圧縮空気は凝縮物を自
動的に排出するレデューサフィルタで処理され、所望の
圧力の乾燥空気を得て、これを制御空力系統に供給する
。
動的に排出するレデューサフィルタで処理され、所望の
圧力の乾燥空気を得て、これを制御空力系統に供給する
。
プッシャーの振動はシリンダ１２に供給する回路網に絞
り装置１３を設（ジることによって得られ、これにより
遠い方のシリンダを近い方のシリンダよりも遅延せしめ
、この遅延を絞り装置１３で調節するのである。
り装置１３を設（ジることによって得られ、これにより
遠い方のシリンダを近い方のシリンダよりも遅延せしめ
、この遅延を絞り装置１３で調節するのである。
プッシャーを駆動するシリンダを作動せしめるのに必要
な圧縮空気は供給管路から直接に引き出されるのではな
く、付勢タンク１４からの圧縮空気が用いられる。実質
的に可変体積室から成るこの付勢タンクは供給管路から
の圧縮空気を、要求に応じて多少とも強く、適宜な制御
されたやり方で引くことによって充填される。事実、こ
の管路からの圧縮空気が、シリンダを作動させるのに用
いられる時、圧送しようとする流体の付勢要求が減少す
ると、これらのシリンダへの圧縮空気の時間制御された
供給は停止せしめられる。エネルギ要求が小さければ小
さいほど、圧縮空気をシリンダへ送給する時間は短かく
なる。このようにして、スラスト作用は第１の収縮スト
ローク中に集中する。この収縮ストローク中すべての所
用心室拍出は終るのである。これとは逆に生理学的な点
からみると、このような排出は強くなくながく続く付勢
によって決定される。付勢タンク１４の使用はソリング
およびスラスト板を、各種の要求に適合できる調節可能
な供給圧力で作動せしめることを正に可能とするのであ
る。
な圧縮空気は供給管路から直接に引き出されるのではな
く、付勢タンク１４からの圧縮空気が用いられる。実質
的に可変体積室から成るこの付勢タンクは供給管路から
の圧縮空気を、要求に応じて多少とも強く、適宜な制御
されたやり方で引くことによって充填される。事実、こ
の管路からの圧縮空気が、シリンダを作動させるのに用
いられる時、圧送しようとする流体の付勢要求が減少す
ると、これらのシリンダへの圧縮空気の時間制御された
供給は停止せしめられる。エネルギ要求が小さければ小
さいほど、圧縮空気をシリンダへ送給する時間は短かく
なる。このようにして、スラスト作用は第１の収縮スト
ローク中に集中する。この収縮ストローク中すべての所
用心室拍出は終るのである。これとは逆に生理学的な点
からみると、このような排出は強くなくながく続く付勢
によって決定される。付勢タンク１４の使用はソリング
およびスラスト板を、各種の要求に適合できる調節可能
な供給圧力で作動せしめることを正に可能とするのであ
る。
付勢タンクとシリンダとの間には、ふたつのダンピング
室１５．２４が挿置しである。これらのダンピング室は
シリンダの内部の圧力の漸増的な制御された増加を可能
とするものである。このようなダンピング室は一般に成
る長さの小径のホースから成る。これらのホースはらせ
ん状に巻いてあり、その長さおよび直径は所望のダンピ
ングに依存する。これらのダンピング室は各ザイクルの
終りに流体を排出され、次に収縮ストロークの始まりに
空となっている。これによりそれらの全体的空力動作の
ためシリンダへ供給する空気の圧力の一般的かつ制御さ
れた増加を決定する。
室１５．２４が挿置しである。これらのダンピング室は
シリンダの内部の圧力の漸増的な制御された増加を可能
とするものである。このようなダンピング室は一般に成
る長さの小径のホースから成る。これらのホースはらせ
ん状に巻いてあり、その長さおよび直径は所望のダンピ
ングに依存する。これらのダンピング室は各ザイクルの
終りに流体を排出され、次に収縮ストロークの始まりに
空となっている。これによりそれらの全体的空力動作の
ためシリンダへ供給する空気の圧力の一般的かつ制御さ
れた増加を決定する。
第３図においてはプッシャー駆動用のザブユニットが略
図的に示しである。このザブユニットでは、パイロット
付空力電気弁１６．１７．１８および１９が用いられて
いる。これらのそれぞれにパイロット電気弁２０．２１
．２２および２３が用いられている。これにより得られ
る効果は、４つの電気弁を制御してプッシャーの往復運
動を得ることである。ＥＮはスラスト室を加圧化する。
図的に示しである。このザブユニットでは、パイロット
付空力電気弁１６．１７．１８および１９が用いられて
いる。これらのそれぞれにパイロット電気弁２０．２１
．２２および２３が用いられている。これにより得られ
る効果は、４つの電気弁を制御してプッシャーの往復運
動を得ることである。ＥＮはスラスト室を加圧化する。
ＳＣはこれらのスラスト室の圧力を釈放する。ＲＴは戻
り室の圧力を釈放し、ＭＬはこれら戻り室を加圧化する
。ブツシャ−を前進せしめホース２の圧縮をするために
は、ｓｃおよびＥＮは付勢（室加圧）およびＲＴは消勢
（逆室圧力釈放）しなければならない。他方プッシャー
を戻すためには、ＳＣおよびＥＮを消勢（室圧力釈放）
、ＲＴおよびＭＬ付勢（逆室加圧）しなければならない
。
り室の圧力を釈放し、ＭＬはこれら戻り室を加圧化する
。ブツシャ−を前進せしめホース２の圧縮をするために
は、ｓｃおよびＥＮは付勢（室加圧）およびＲＴは消勢
（逆室圧力釈放）しなければならない。他方プッシャー
を戻すためには、ＳＣおよびＥＮを消勢（室圧力釈放）
、ＲＴおよびＭＬ付勢（逆室加圧）しなければならない
。
ことに第３図において、
ＳＣ−電気弁１６．２０の論理群
ＥＮ−電気弁１７．２１の論理群
ＭＬ−電気弁１８．２２の論理群
ＲＴ−電気弁１９．２３の論理群
符号１５で示される系統はプッノヤーの前進運動をダン
ピングする室であり、符号２４で示されるのはプッシャ
ーの戻りの運動をダンピングする室である。
ピングする室であり、符号２４で示されるのはプッシャ
ーの戻りの運動をダンピングする室である。
ビスコース型式の同様なダンピング系統が吸入および送
出弁に用いられていた。これは余りにもはやい運動を妨
げるものであるゆえに血液にとっては有害であり、同時
にこれらの弁を通るブリーディングを生じさせることな
く完全に閉鎖してしまうものであった。本発明によれば
、充分に漸増的でありながら適宜にはやい弁作用を得て
、弁の開閉に従って６０ないし１００ミリ秒程度の運動
時間を得ることができる。
出弁に用いられていた。これは余りにもはやい運動を妨
げるものであるゆえに血液にとっては有害であり、同時
にこれらの弁を通るブリーディングを生じさせることな
く完全に閉鎖してしまうものであった。本発明によれば
、充分に漸増的でありながら適宜にはやい弁作用を得て
、弁の開閉に従って６０ないし１００ミリ秒程度の運動
時間を得ることができる。
好適な形式の実際的な実施例によればポンプ装置はさら
にふたつの光電池をそなえ、これにより弁が開閉を始め
る正確な瞬間を確定する。これらの弁の作動は事実、各
作動プッシャーへ適当量の加圧流体を導入する必要性か
ら派生した、実質的に空力型の成る時間遅れによって特
徴ずけられる。
にふたつの光電池をそなえ、これにより弁が開閉を始め
る正確な瞬間を確定する。これらの弁の作動は事実、各
作動プッシャーへ適当量の加圧流体を導入する必要性か
ら派生した、実質的に空力型の成る時間遅れによって特
徴ずけられる。
光電池は、弁が開閉する瞬間を正確に測定し、その信号
は制御系統へ送られる。制御系統ではこれを、作動が指
令された瞬間と比較し、遅れ時間を計算し、これを記憶
する。サイクルごとに自動的にこの作動指令が上記計算
された時間によって予定され、弁の実際の作動が正確に
所望時間に生ずるのである。
は制御系統へ送られる。制御系統ではこれを、作動が指
令された瞬間と比較し、遅れ時間を計算し、これを記憶
する。サイクルごとに自動的にこの作動指令が上記計算
された時間によって予定され、弁の実際の作動が正確に
所望時間に生ずるのである。
このポンプ装置はさらに、ホール型の位置センサ（ブツ
シャ−の位置を評価するため）とスイッチ型の光電池と
をそなえている。これらにより正確な作動とその性能を
評価しフィードバック制御作用を得るのである。
シャ−の位置を評価するため）とスイッチ型の光電池と
をそなえている。これらにより正確な作動とその性能を
評価しフィードバック制御作用を得るのである。
弁作動の最適瞬間は事実上いくつかの要因に依存する。
これらの要因のあるものはこれらの弁の閉鎖のストロー
クを信頼性をもってカバーする必要性にしばられるもの
である （一方の弁は他方の弁がたしかに完全に閉じて
からのみに開く）。他の要因はスラスト板の動きにむす
びつくものである。後者の点に関しては、弁作動装置が
スラスト板の流体力学的静止位軍において開閉を生ぜし
めることが重要である。ホール型のセンサはスラスト板
の位置を評価することを可能とし、これらの弁の開閉の
時点を時間的に定めて、スラスト板の運動の法則に最適
なやり方で対応せしめるようにする。
クを信頼性をもってカバーする必要性にしばられるもの
である （一方の弁は他方の弁がたしかに完全に閉じて
からのみに開く）。他の要因はスラスト板の動きにむす
びつくものである。後者の点に関しては、弁作動装置が
スラスト板の流体力学的静止位軍において開閉を生ぜし
めることが重要である。ホール型のセンサはスラスト板
の位置を評価することを可能とし、これらの弁の開閉の
時点を時間的に定めて、スラスト板の運動の法則に最適
なやり方で対応せしめるようにする。
ポンピング本体の作動条件を制御し表示する１組の装置
から成る制御コンソールは、外部信号（心電計、動脈圧
）や上述の情報が連続的に送られて来る電子的プロセッ
サからの信号と共にシステムと操作員との間の作動イン
ターフェースを構成し、適宜のプログラムに従ってボン
ピング本体の機能をつかさどる。
から成る制御コンソールは、外部信号（心電計、動脈圧
）や上述の情報が連続的に送られて来る電子的プロセッ
サからの信号と共にシステムと操作員との間の作動イン
ターフェースを構成し、適宜のプログラムに従ってボン
ピング本体の機能をつかさどる。
この機械は、拍動周波数、各拍動ごとに送り出される血
液量、従って所望の平均血液流量を設定することを可能
とする。体外血液循環ループに関する基本的なデータ
（カニユーレの型式および直径）および患者に関する基
本的なデータ（体重、体表面積）を入れることによって
この機械は、設定段階中自己較正を行なうことによって
正確な潅流を行ない、かつ心臓指数に換算した実際の血
液流量値を表示するのである。
液量、従って所望の平均血液流量を設定することを可能
とする。体外血液循環ループに関する基本的なデータ
（カニユーレの型式および直径）および患者に関する基
本的なデータ（体重、体表面積）を入れることによって
この機械は、設定段階中自己較正を行なうことによって
正確な潅流を行ない、かつ心臓指数に換算した実際の血
液流量値を表示するのである。
本発明のポンプに用いるホースは熱可塑性材料でも、粗
生体性材料でも、この分野に用いることができる弾性と
粘性との特性を与えるものであればよい。通常−床に用
いられておりこの発明の目的に対しよく適合している材
料としてはシラスティツク（Ｓｉｌａｓｔｉｃ−商標名
）と呼ばれるダウコーニング社で市販のシリコンゴムが
あげられる。その他の材料についてはたとえば米国特許
第４，５７８，４１３号明細書に記載されたものがある
。
生体性材料でも、この分野に用いることができる弾性と
粘性との特性を与えるものであればよい。通常−床に用
いられておりこの発明の目的に対しよく適合している材
料としてはシラスティツク（Ｓｉｌａｓｔｉｃ−商標名
）と呼ばれるダウコーニング社で市販のシリコンゴムが
あげられる。その他の材料についてはたとえば米国特許
第４，５７８，４１３号明細書に記載されたものがある
。
このような材料、すなわち圧縮の終りにホースを自然に
弛緩せしめて生理的吸入時間に見合う時間で元の形状お
よび寸法に戻ることを可能にするような弾性および硬さ
の特性を有する材料を用いる時、このホースはプッシャ
ーに強制されないものとなる。
弛緩せしめて生理的吸入時間に見合う時間で元の形状お
よび寸法に戻ることを可能にするような弾性および硬さ
の特性を有する材料を用いる時、このホースはプッシャ
ーに強制されないものとなる。
いずれにしても、医療分野で普通に用いられる他の熱可
塑性材料も用いることができる。しかしこのような他の
材料はホースを所定時間内に直ちに弛緩せしめるに充分
な弾性および硬さの特性を与えるものではない。このよ
うな場合には、圧縮とこれに続く弛緩とが案内されたや
り方で生ずるようにしてホースをブツシャ−に抑制せし
めることが必要である。 “ ホースの寸法は患者の大きさに実質的に依存するという
ことができる。
塑性材料も用いることができる。しかしこのような他の
材料はホースを所定時間内に直ちに弛緩せしめるに充分
な弾性および硬さの特性を与えるものではない。このよ
うな場合には、圧縮とこれに続く弛緩とが案内されたや
り方で生ずるようにしてホースをブツシャ−に抑制せし
めることが必要である。 “ ホースの寸法は患者の大きさに実質的に依存するという
ことができる。
ふたつの弁の間に入る血液の量は事実上釜拍動ごとに送
出される血液の量に実質的に対応、すなわち収縮送出量
に対応するものとしなければならない。従って乳児また
は小児の心臓外科のためには、長さ２０センチから４５
センチの範囲、直径が】７２インチから３７４インチま
での範囲のホースを適宜用いなければならない。これと
は逆に成人の患者の場合には、円形断面均一寸法のホー
スの代りに、だ円形の断面かまたは均一な横断面積を有
する一種のバッグ／ラングを用いるのがよい。
出される血液の量に実質的に対応、すなわち収縮送出量
に対応するものとしなければならない。従って乳児また
は小児の心臓外科のためには、長さ２０センチから４５
センチの範囲、直径が】７２インチから３７４インチま
での範囲のホースを適宜用いなければならない。これと
は逆に成人の患者の場合には、円形断面均一寸法のホー
スの代りに、だ円形の断面かまたは均一な横断面積を有
する一種のバッグ／ラングを用いるのがよい。
以上本発明を添付図面に例示したその好適な実施例につ
いて詳述したが、本発明はこの特定の実施例に限定され
るものではなく、本発明の精神を逸脱しないで幾多の変
化変形をなし得ることはもちろんである。
いて詳述したが、本発明はこの特定の実施例に限定され
るものではなく、本発明の精神を逸脱しないで幾多の変
化変形をなし得ることはもちろんである。
第１ａ図および第１ｂ図はポンプ装置の要部を断面で示
す図、第２図は弁の空力回路を示す略図、第３図はポン
プの作動系統を示す略図である。 ｌ・・ハウジング室、２・・弾性ホース、３・・支持板
、４・・吸入弁または僧帽弁、５・・送出弁または大動
脈弁、６・・推進板またはプッシャー、７・・スラスト
ステム、８・・体積相補装置、９・・突起、１０．１１
・・電気弁、１２・・シリンダ、１３・・絞り装置、１
４・・付勢タンク、１５・・ダンピング室、１．６．１
？、１８．１９・・空力電気弁、２０゜２１、２２．２
３・・パイロット電気弁、２４・・ダンピング室。
す図、第２図は弁の空力回路を示す略図、第３図はポン
プの作動系統を示す略図である。 ｌ・・ハウジング室、２・・弾性ホース、３・・支持板
、４・・吸入弁または僧帽弁、５・・送出弁または大動
脈弁、６・・推進板またはプッシャー、７・・スラスト
ステム、８・・体積相補装置、９・・突起、１０．１１
・・電気弁、１２・・シリンダ、１３・・絞り装置、１
４・・付勢タンク、１５・・ダンピング室、１．６．１
？、１８．１９・・空力電気弁、２０゜２１、２２．２
３・・パイロット電気弁、２４・・ダンピング室。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 或る長さの弾性ホースを挿置されたハウジング室に
より構成され、このハウジング室内に、ふたつの押圧弁
すなわち一方は吸入用の弁（僧帽弁）であり他方は送出
用の弁（大動脈弁）と、電気一空力的に作動する板（プ
ッシャー）とを設け、前記板が収縮ストローク（拍出）
に当っては回転並進運動を行ない前記ホースを部分的に
圧縮し、弛緩ストローク（充填）に当っては同様の運動
を行ない前記ホースから離れてゆきこれを弛緩せしめる
ことを特徴とする。心臓外科における体外血液循環用の
拍動ポンプ装置。 ２ 請求項１記載の拍動ポンプ装置において、前記板の
回転並進運動を、適宜のシーケンスで１組の空力シリン
ダを作動させることによって制御するようにしたことを
特徴とする、心臓外科における体外血液循環用の拍動ポ
ンプ装置。 ３ 請求項２記載の拍動ポンプ装置において、前記板を
作動させるシリンダが４つであることを特徴とする、心
臓外科における体外血液循環用の拍動ポンプ装置。 ４ 請求項１記載の拍動ポンプ装置において、前記各弁
に対応して前記弾性ホースのための支持板が突起を有し
、前記弁と前記支持板の突起との間における前記ホース
の圧縮によりこのホースが閉鎖されるようにしたことを
特徴とする、心臓外科における体外血液循環用の拍動ポ
ンプ装置。 ５ 請求項４記載の拍動ポンプ装置において、前記弁と
前記突起が適当な形状を有することを特徴とする、心臓
外科における体外血液循環用の拍動ポンプ装置。 ６ 請求項１記載の拍動ポンプ装置において、前記弁の
それぞれに体積相補装置を結合し、この体積相補装置を
前記弁の運動の方向とは反対の方向に動かし、前記弁に
対して遠い位置にある前記ホースの内部に等量で符号が
逆の変化を決定するようにしたことを特徴とする、心臓
外科における体外血液循環用の拍動ポンプ装置。 ７ 請求項１ないし６のいずれかに記載の拍動ポンプ装
置において、前記弁および板の空力的付勢を圧縮空気に
よって行なうことを特徴とする、心臓外科における体外
血液循環用の拍動ポンプ装置。 ８ 請求項７記載の拍動ポンプ装置において、前記シリ
ンダを作動させる圧縮空気は付勢タンクから引き出し、
この付勢タンクには供給管路からの空気を充填するよう
にしたことを特徴とする、心臓外科における体外血液循
環用の拍動ポンプ装置。 ９ 請求項１ないし８のいずれかに記載の拍動ポンプ装
置において、前記付勢タンクと前記板を作動せしめるシ
リンダとの間にダンピング室を挿置し、前記シリンダに
供給する空気の圧力を、漸増的かつ制御されたやり方で
増加することを可能としたことを特徴とする、心臓外科
における体外血液循環用の拍動ポンプ装置。 １０ 請求項１ないし９のいずれかに記載の拍動ポンプ
装置において、弁作動系統に粘性ダンピング室を設けた
ことを特徴とする、心臓外科における体外血液循環用の
拍動ポンプ装置。 １１ 請求項１ないし１０のいずれかに記載の拍動ポン
プ装置において、前記ホースを前記板で強制せず、圧縮
の終りにおけるその弛緩が自然に生ずるようにしたこと
を特徴とする、心臓外科における体外血液循環用の拍動
ポンプ装置。 １２ 請求項１ないし１１のいずれかに記載の拍動ポン
プ装置において、光電池を各弁体の基部に配設してこの
弁の閉鎖時点または開放開始の時点を正確に決定するよ
うにしたことを特徴とする、心臓外科における体外血液
循環用の拍動ポンプ装置。 １３ 押圧弁運動方向とは反対の方向に動く相補素子に
結合し、かつ弁から遠い位置のホース部分における逆の
体積変化を決定するようにしたことを特徴とする体外血
液循環用ポンプのための押圧弁。 １４ 請求項１３記載の押圧弁において、前記相補素子
を揺動アームの一端により強制するようにしこの揺動ア
ームの他端で弁体を強制するようにしたことを特徴とす
る、体外血液循環用ポンプのための押圧弁。 １５ 請求項１４記載の押圧弁において、前記相補素子
を軸線を中心として自由に回転するシリンダによって構
成したことを特徴とする、体外血液循環用ポンプのため
の押圧弁。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| IT22629/87A IT1223121B (it) | 1987-11-13 | 1987-11-13 | Pompa pulsatile per circolare extra corporea |
| IT22629A/87 | 1987-11-13 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01136664A true JPH01136664A (ja) | 1989-05-29 |
Family
ID=11198616
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63200264A Pending JPH01136664A (ja) | 1987-11-13 | 1988-08-12 | 拍動ポンプ装置 |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5044901A (ja) |
| EP (1) | EP0322933B1 (ja) |
| JP (1) | JPH01136664A (ja) |
| AT (1) | ATE81294T1 (ja) |
| CA (1) | CA1325923C (ja) |
| DE (1) | DE3875233T2 (ja) |
| ES (1) | ES2071613T3 (ja) |
| GR (1) | GR3005907T3 (ja) |
| IT (1) | IT1223121B (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0396670A (ja) * | 1989-07-15 | 1991-04-22 | Fresenius Ag | 流体注入装置 |
| JP2021184835A (ja) * | 2015-07-07 | 2021-12-09 | ハリール, ナシュアKHALIL, Nashwa | 自己免疫の機械的な免疫調節 |
| US12121642B2 (en) | 2022-10-30 | 2024-10-22 | AMINA Sciences LLC | Autoimmune mechanical immunomodulation |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5157930A (en) * | 1991-04-22 | 1992-10-27 | Mcghee Samuel C | Organ preservation apparatus |
| US5372061A (en) * | 1993-04-14 | 1994-12-13 | Avanti Espresso U.S.A., Inc. | Espresso/cappuccino apparatus and method |
| US5743845A (en) * | 1995-01-12 | 1998-04-28 | Runge; Thomas M. | Biventricular pulsatile cardiac support system having a mechanically balanced stroke volume |
| US7291122B2 (en) * | 2000-03-24 | 2007-11-06 | Immunocept, L.L.C. | Hemofiltration methods for treatment of diseases in a mammal |
| US6787040B2 (en) * | 2000-05-16 | 2004-09-07 | Immunocept, L.L.C. | Method and system for colloid exchange therapy |
| EP1545690A4 (en) * | 2002-08-13 | 2006-04-12 | Arbios Systems Inc | SELECTIVE PLASMA EXCHANGE THERAPY |
| US8197231B2 (en) | 2005-07-13 | 2012-06-12 | Purity Solutions Llc | Diaphragm pump and related methods |
| US8425396B2 (en) | 2007-04-20 | 2013-04-23 | Tani Tatum | Physiologic pulsatile pump |
| US8540617B2 (en) | 2007-04-20 | 2013-09-24 | Medical Engineering Company, Llc | Extracorporeal pumping methods |
| US7785247B2 (en) * | 2007-04-20 | 2010-08-31 | Medical Engineering Co., LLC | Physiologic pulsatile pump |
| DE102009043245B4 (de) * | 2009-09-28 | 2016-11-10 | Physik Instrumente (Pi) Gmbh & Co. Kg | Schlauchpumpe |
| WO2012112920A1 (en) | 2011-02-19 | 2012-08-23 | Shipman Douglas | Improved pump, method of operation, and method of manufacture |
| US9610392B2 (en) | 2012-06-08 | 2017-04-04 | Fresenius Medical Care Holdings, Inc. | Medical fluid cassettes and related systems and methods |
| KR101343384B1 (ko) | 2012-11-29 | 2013-12-20 | 한국과학기술연구원 | 푸리에 코사인 급수법과 유체의 수두차 원리를 응용한 파동함수형 미세 맥동류 발생 장치 및 방법 |
| CN114650853A (zh) * | 2019-09-19 | 2022-06-21 | 三相心脏泵有限公司 | 一种用于模拟患者生理血流的泵 |
Family Cites Families (19)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US1922196A (en) * | 1932-03-17 | 1933-08-15 | Nordberg Manufacturing Co | Pump |
| US1988624A (en) * | 1933-08-08 | 1935-01-22 | Ralph P Kipp | Blood transfusion device |
| US2412397A (en) * | 1943-12-31 | 1946-12-10 | Lyndus E Harper | Flexible tube pump |
| US3518033A (en) * | 1969-08-22 | 1970-06-30 | Robert M Anderson | Extracorporeal heart |
| US3606596A (en) * | 1970-04-14 | 1971-09-20 | Miles Lowell Edwards | Drug dispensing pump |
| US4143425A (en) * | 1977-10-27 | 1979-03-13 | Runge Thomas M | Left atrial to descending thoracic aorta left ventricular assist device |
| US4273121A (en) * | 1978-02-17 | 1981-06-16 | Andros Incorporated | Medical infusion system |
| US4156437A (en) * | 1978-02-21 | 1979-05-29 | The Perkin-Elmer Corporation | Computer controllable multi-port valve |
| US4227547A (en) * | 1979-02-12 | 1980-10-14 | Ross Operating Valve Company | Valve safety indicating means |
| US4382753A (en) * | 1979-03-09 | 1983-05-10 | Avi, Inc. | Nonpulsating IV pump and disposable pump chamber |
| US4303376A (en) * | 1979-07-09 | 1981-12-01 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Flow metering cassette and controller |
| US4299251A (en) * | 1979-09-04 | 1981-11-10 | Hewlett-Packard Company | Optical valve position sensing |
| US4293961A (en) * | 1980-03-26 | 1981-10-13 | Runge Thomas M | Pulsatile flow cardiopulmonary bypass pump |
| SU941672A1 (ru) * | 1980-11-05 | 1982-07-07 | Минское Экспериментально-Конструкторское Технологическое Бюро Кожгалантерейной И Фурнитурной Промышленности | Диафрагменный насос |
| US4364716A (en) * | 1981-02-23 | 1982-12-21 | Cathedyne Corporation | Surgical pumping operation |
| US4479760A (en) * | 1982-12-28 | 1984-10-30 | Baxter Travenol Laboratories, Inc. | Actuator apparatus for a prepackaged fluid processing module having pump and valve elements operable in response to applied pressures |
| US4650469A (en) * | 1984-10-19 | 1987-03-17 | Deltec Systems, Inc. | Drug delivery system |
| US4657490A (en) * | 1985-03-27 | 1987-04-14 | Quest Medical, Inc. | Infusion pump with disposable cassette |
| US4728265A (en) * | 1987-01-30 | 1988-03-01 | Fisher Scientific Group Inc. | Peristaltic pump with cam action compensator |
-
1987
- 1987-11-13 IT IT22629/87A patent/IT1223121B/it active
-
1988
- 1988-08-05 CA CA000574003A patent/CA1325923C/en not_active Expired - Fee Related
- 1988-08-10 ES ES88201711T patent/ES2071613T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1988-08-10 AT AT88201711T patent/ATE81294T1/de active
- 1988-08-10 EP EP88201711A patent/EP0322933B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-08-10 DE DE8888201711T patent/DE3875233T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1988-08-12 JP JP63200264A patent/JPH01136664A/ja active Pending
-
1990
- 1990-08-27 US US07/573,272 patent/US5044901A/en not_active Expired - Fee Related
-
1992
- 1992-10-08 GR GR920402074T patent/GR3005907T3/el unknown
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0396670A (ja) * | 1989-07-15 | 1991-04-22 | Fresenius Ag | 流体注入装置 |
| JP2021184835A (ja) * | 2015-07-07 | 2021-12-09 | ハリール, ナシュアKHALIL, Nashwa | 自己免疫の機械的な免疫調節 |
| US12121642B2 (en) | 2022-10-30 | 2024-10-22 | AMINA Sciences LLC | Autoimmune mechanical immunomodulation |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CA1325923C (en) | 1994-01-11 |
| DE3875233D1 (de) | 1992-11-12 |
| EP0322933B1 (en) | 1992-10-07 |
| DE3875233T2 (de) | 1993-03-25 |
| EP0322933A1 (en) | 1989-07-05 |
| US5044901A (en) | 1991-09-03 |
| ATE81294T1 (de) | 1992-10-15 |
| ES2071613T3 (es) | 1995-07-01 |
| IT1223121B (it) | 1990-09-12 |
| IT8722629A0 (it) | 1987-11-13 |
| GR3005907T3 (ja) | 1993-06-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH01136664A (ja) | 拍動ポンプ装置 | |
| CA2322626C (en) | Pressure control system for cardiac assist device | |
| US5931648A (en) | Vacuum actuated tubular blood pumping device with active values and application of the same | |
| US6007479A (en) | Heart assist system and method | |
| US5119804A (en) | Heart massage apparatus | |
| DE68921627D1 (en) | Transvalvuläre, achssymmetrische hochfrequenzblutpumpe. | |
| JP2002543318A (ja) | 流体送達機構 | |
| US9011378B2 (en) | Device for increasing cerebral blood flow | |
| WO1992008500A1 (en) | Cardiac assist method and apparatus | |
| JP2001508669A (ja) | 人工心肺装置における脈動流発生 | |
| WO1997002850A1 (en) | Heart assist system | |
| EP1066840B1 (en) | Ventricular assist device | |
| EP0418207B1 (en) | Fluid pump with flexible pump chamber | |
| EP3520833A1 (en) | Fluid circulation chamber membrane, chamber and pump for artificial circulatory assistance and pumping system | |
| AU6041190A (en) | Combined hemofiltration and hemodialysis system | |
| JPS61244370A (ja) | 血液潅流に用いられるポンプ装置および血液潅流カテ−テルの作動方法 | |
| EP1674119A1 (en) | A pulsator device, method of operating the same, corresponding system and computer program | |
| EP1197235A1 (en) | Blood pumping apparatus for extracorporeal circulation and ventricular assistance | |
| EP0418208A1 (en) | Fluid pump with associated drive means | |
| Woodward et al. | A fluid-amplifier artificial heart pump | |
| Einav et al. | In‐Vitro Evaluation of a Valveless Cardiac‐Assist Pump |