JPH0380027B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （発明の分野） 本発明は人体内に植込み可能な血液ポンプに関
する。

こゝに述べる血液ポンプは主に、例えば左心室
の障害を一時的又は限定的に治癒する際、心室を
補助することを意図している。但し、本発明の教
示は、それぞれ独自の弁を備えた二つの心室を用
いれば、心臓全体の人工器官へも同様に適用でき
る。

（従来の技術） 心臓心室の人工器官を構成するため、多くの装
置が提案されている。これらは一般に蠕動型ポン
プで、入口弁と出口弁を介し血液循環路に接続さ
れた変形可能ポケツトを有する。ポケツトは一般
に、圧力源の制御下にある空圧装置を用いて外力
を加えることによつて圧縮される。

生理学的観点からすると、この種のポンプは
（収縮ポケツトである）生体心臓と同じように挙
動し、血液流中のシヨツク、乱流、急激な圧力変
化等の現象を著しく減じることによつて、溶血現
象（赤血球の破壊）を事実上除去できるという利
点を与える。ポケツトは外部から加わる圧力によ
つて変形される。従つてこのポンプは、血液と直
接接触するピストン等内部の移動部材を一切含ま
ない。

蠕動ポンプの別の利点は、ゼロ又はわずかな負
圧で血液を吸入して常時作動する点にある。つま
りこれで、静脈戻りが不充分な場合における虚脱
の危険を避けられる。この危険は、ポンプを誤動
作させ、耳腔及び／又は血管を潰すことによつて
患者を急激に死に至らしめるもので、変位型ポン
プに固有のものである。従つてこの種ポンプは、
血圧に合せて流量を極めて正確に制御すること
や、あるいは嵩ばるため体外にのみ設けられるバ
ツフア容量を必要とする。

（発明が解決しようとする課題） しかし従来の提案において、空圧駆動は完全に
人体内に植込み可能で自律的な人工器官を提供す
る上で障害となつている。まず、空圧装置は圧力
源、電気的制御弁及び空圧調整装置を必要とする
ため嵩ばるので、人体外に設置されて空圧リンク
を介し患者に接続される装置を必要とする。

又特に、空気圧縮器の全体的効率は低く、高パ
ワーの電気エネルギー源を必要とする。こうした
電源は重く嵩ばる他、電気−空圧変換の効率が低
いため、多量の熱を発生し、従つて人体の体温調
節系と適合しない。

更に、空圧駆動心臓は、供給される空圧エネル
ギーを機械的ポンプ作動エネルギーに変換するた
めの薄いダイアフラムを使用しているが、これは
破裂の危険にさらされ易く、特にダイアフラム壁
を弱める石灰化箇所で著しい。

本発明の好ましい実施は、上記の欠点を緩和す
る心臓ポンプを提供する。

本発明によるポンプは蠕動型で、ポケツト内に
移動部材が存在しないこと（従つて溶血度が非常
に低い）及び変位動作が無いこと（従つて静脈虚
脱の危険の回避）に伴う利点から利益を得る。

本発明の目的の１つは、心室又は心臓用の完全
に人体内に植込み可能で自律的な人工器官を提供
することにある。電気エネルギーを機械的なポン
プ作用エネルギーへ変換する装置の優れた効率の
ため、電気駆動人工器官のエネルギー消費量を、
植込み可能な、あるいは患者が自由に動き回れる
ように便利に携帯可能な小型電源（バツテリ又は
アイソトープ電池）によつて得られるような小さ
な値にまで制限できる。

又上記の優れた効率により、熱の発散を生体の
体温調整と適合可能な値に制限することも可能と
なる。ポンプで消費される全動力（機械的動力＋
熱損）は、生体心臓の理論的な生理的動力と同じ
程度の大きさであることが知られている。

更に、本発明によるポンプを構成する各部品の
配置により、生体器官の性能を減じることなく、
生体器官と類似の全体的形状及び寸法を有するポ
ンプを提供することが可能である。このようなコ
ンパクトな構成が、１つ又は２つの人工器官の植
込みを容易とする。

又、ポンプは生体心臓と同じ方法で胸部の運動
（呼吸、咳）を吸収可能とするような融通度を有
することも知られている。これによつて、従来の
幾つかの提案におけるような、剛性器官が植込れ
たときに遭遇する困難が回避される。

更に、ポンプ状態（流量、振動数、波形）を血
圧に合せてサーボ制御し得る可能性に加え、ポン
プの構造それ自体が自動的な適応をもたらすこと
が示されよう。すなわち、血圧が上昇すると、心
室の容積が弾性変形によつて増大する傾向を持
つ。このような状況下で、心臓の振動数と圧力波
形のいずれにも変化がなければ、各収縮における
容量出力が増し、患者への注入量を改善する。こ
の場合、生体組織は血圧の上昇という影響下で心
室を拡張させたりしないから、人工器官は生体器
官より高い性能を持つ。

（課題を解決するための手段） 上記目的を達成するため、本発明に係る血液ポ
ンプは、 殻体と； 入口弁を介して血液流体を供給され、出口弁を
介して該血液流体を吐出することができ、且つ弾
性変形可能な少なくとも一つの閉じたポケツトで
あつて、該ポケツトが弛緩時には実質的に偏平と
なつて前記殻体の曲面に沿つて延び、殻体内部へ
指向された凹状側面を有する二つの壁を与えるよ
うに該殻体の内周面に当接して配置され、更に該
二つの壁が二つの縦方向に延びるポケツトの基端
部と先端部との間に延びているポケツトと；前記
ポケツトの基端部が外周部に連結されたドラム
と； 前記ドラムの回転軸に回転可能に取付けられた
ブラケツトと； 前記ブラケツトと前記ポケツトの先端部間を連
結する牽引リンクと； 前記ブラケツトと前記ドラムとを互に逆方向に
数分の一回転だけ駆動して前記ドラムを前記ポケ
ツトの壁に転動接触させる一方、前記ポケツトの
先端部を前記牽引リンクを介して前記ブラケツト
により保持して前記ドラムに近づけるようになる
駆動手段と； からなり、前記ポケツトを前記ドラムの周りに巻
込むことによつて前記ポケツトを圧縮し、且つ前
記ドラムと前記ブラケツトとを、前記ポケツトの
巻き付けによりドラムに対して作用する圧縮反力
と該ポケツトの先端部の牽引リンクを介してブラ
ケツトに作用する牽引反力とを釣合いから抵抗の
最も少ない経路に沿つて逐次移動させるように構
成される。

（実施例） 以下、本発明の実施例を添付の図面を参照しな
がら例示として説明する。

第１図乃至第４図において、ポンプ組立体は外
被を構成する殻体１０内に配置され、殻体１０は
第１図乃至第３図では部分的に破断して示してあ
る。この殻体１０内にポケツト２０が収納される
が、このポケツト２０は、弛緩時に左右に延びる
偏平な形状を呈し、このポケツト２０の左右両端
をそれぞれ基端部２１と先端部２２と呼ぶ。この
ポケツト２０の基端部２１が後記するドラム５０
に結合され、先端部２２に後記する牽引リンクと
しての非伸長シート７０の一端が結合される。第
４図の断面において、ポケツト２０は略三日月状
で、その偏平度は充填液体の圧力に依存する。特
に第４図で、実線が空時のポケツト２０の形状を
示す一方、点線が例えば50mmHg（6600Pa）の全
圧時におけるポケツト２０の形状を示しこの場合
その容積は約75cm³である。

上記ポケツト２０に、揺動デイスク等の通常型
の入口弁３０を介して血液流体が供給される。こ
の際ポケツト２０は吸引せずに満たされるので、
入口弁３０は約10〜12mmHg（1300〜1600Pa）の
差圧で開かねばならない。

ポケツト２０は圧縮されると血液流体を出口弁
４０から吐出する。出口弁４０は入口弁３０と同
じく従来型でよいが、少くとも140mmHg
（19000Pa）の背圧に耐えねばならない。この値
は、健全な動脈網を有する患者の最大動脈圧に対
応している。同値は特にアテローム性動脈硬化症
の場合、周辺血管の強度に依存して変化する。

ポケツト２０の基端部２１は、回転軸５１を中
心にブラケツト６０に関節結合されたドラム５０
に固定されている。ポケツト２０の他端つまり先
端部２２は、牽引リンクとしての非伸長シート７
０によつてブラケツト６０に結合されている。

更に、好ましくは、ブラケツト６０は剛性では
ないリンク８０によつて殻体１０に対して連結さ
れる。このリンク８０は殻体１０に接着または縫
合され、ブラケツト６０（第３図）の垂直部分の
縦に細長いスロツト６１を貫通する一枚の合成樹
脂製布によつて構成することができる。

このリンク８０はブラケツト６０がその垂直部
分を通る軸を中心に回ることができるように、ま
た殻体１０に関してブラケツト６０を自由に動か
せるように、堅いものではなく“緩ん”でいる。
要するに、このリンク８０は、単にブラケツト６
０が殻体１０に対し動くことができ、つまり移動
可能となるゾーンを限定するもので、ブラケツト
６０が非伸張シート７０を引張る方向に殻体１０
に対してすべり変位をするのを許容すると共に、
ブラケツト６０がその垂直部分を通る軸を中心に
旋回することができるようになつている。

また、リンク８０は、ブラケツト６０の垂直部
分の長手方向の大部分にかかわるように長手方向
に長くすることが有利である。リンク８０をブラ
ケツト６０の垂直部分の長手方向の大部分に渡つ
て設けることで、殻体１０とブラケツト６０とを
均一に結合することができる。

但し、殻体１０とブラケツト６０間の上記リン
ク８０は、本発明で提案される血液ポンプの構成
にとつて不可欠でない。このリンク８０は、本質
的には“浮動”連結、すなわち（生体の収縮性の
ポケツトと同じ方法で）外部の軸受点なしで動作
可能な連結を意図している。

殻体１０とブラケツト６０間にリンク８０が存
在しないと、殻体１０は機械的な役割を持たず、
保護ユニツトとして設けられているに過ぎなくな
る。

事実、このような変形例は、特に体内に植込ま
れた器官がその正しい動作に影響を及ぼす外部の
圧力（胸部の圧縮等）にさらされ易いとき等、場
合によつて好ましいこともある。かかる場合、殻
体１０は（例えば保護の役割を強化するメタル補
強ワイヤ格子によつて）補強される。可撓性の過
剰な殻体が圧縮されると、装置の動作ストローク
に望ましくない制限が生じる。このような剛性殻
体内における装置の不安定な移動を避けるため、
ポケツト２０の後述する外壁２４（第４図）は例
えば接着スポツトによつて殻体１０へ固定しても
よい。殻体１０とポケツト２０間のこの結合は、
両部品を連結する動作上の役割は持たない。その
使用目的は、動作中に相対的な運動を制限するこ
とだけにある。

殻体１０はシリコンゴムやポリウレタン等、殻
体１０の幾何学的変形可能形状を独自の記憶力を
持つ素材と関係付けられるような生物的適合材で
作製される。こうした弾性が必要なければ、素材
を合成共重合布で補強してもよい。

ポケツト２０も、シリコーンゴムやSilastic（商
標）等弾性変形可能な生物的適合材で作製され
る。この種素材は、その表面状態が例えば高研磨
面での型成形等で極めて厳密に処理されていれ
ば、血液と接触しても、血栓塞栓症の危険が低い
ことで知られている。ポケツトの肉厚は約１〜２
mmとし、石灰化する箇所があつても破損しないよ
うにする。

図示例（特に第３，４図）において、ポケツト
２０は、外周で相互に溶着されるとともに、入口
弁３０、出口弁４０に溶着された２枚重ねの平面
シート状の２つの壁２３，２４（以下内側の壁を
内壁２３、外側の壁を外壁２４と呼ぶ）によつて
形成されている。この内壁２３と外壁２４はポケ
ツト２０の左右両端の基端部２１と先端部２２間
に延びている。ポケツト２０が殻体１０内に設置
されたとき、これらシート状の２つの内壁２３お
よび外壁２４は湾曲し（この湾曲は非伸長シート
７０の張力で強められる）、空のとき上述した
“半仮想キヤビテイ”と対応する第４図に示した
ような形状を与える。ポケツト２０の基端部２１
と先端部２２は必ずしも平行縁であつたり、直線
状である必要はない。図示例では、ポケツト２０
を構成する２枚のシート状の内壁２３と外壁２４
は略台形状で、基端部２１と先端部２２が非平行
辺を形成する。但し、ポケツト２０の容量、ドラ
ム５０の形状、もつと容易に植込可能な形状追究
等多くのパラメータを関数とし、その他の形状も
考えられる。更にポケツト２０の形状は、素材が
折られずしかもポケツト２０の微少応力にさらさ
れる入口弁３０と出口弁４０の比較的小さい変位
で（第４〜１０図から明らかなごとく）全体的に
小さな変形により駆出可能なように選ばれる。

ポケツト２０を単一体として型成形することも
考えられ、こうすれば両シート状の内壁２３と外
壁２４とをポケツト２０の基端部２１と先端部２
２に沿つて結合しなくてよい。

ドラム５０は、その回転軸５１を中心に回転す
る真円断面の筒状体として示してある。しかし、
数多くの変形が考えられる。例えば、円筒体が自
軸から偏心した軸を中心に回転してもよく、円筒
体を直線以外の母線で形成してもよく、又円筒体
は円形対称でなくともよい。

ドラム５０は、（実際には円筒面の一部だけが
ポケツトと接触するので）円形対称筒状体の一部
で構成してもよく、あるいはその他適切な任意の
形状とできる。

ドラム５０の形状は、入口弁３０、出口弁４０
に対するその位置（筒状体の上部が入口弁３０、
出口弁４０をほとんど変形してはならない）、ポ
ケツト２０の容積と形状（死容積を避ける）、及
び徐々に上昇する圧縮力に依存する。同じく、回
転軸５１は、出口弁４０へ向かう液体のポケツト
２０からの吐出を改善するため、垂直に対し傾斜
させてもよい（第２図参照）。

いずれにせよ、ドラム５０の本質的機能はポケ
ツト２０と協働し、両表面間で相対的な滑りを生
ぜずにポケツト２０をドラム５０の外周に巻付け
ることにある。その結果ポケツト２０の収縮は、
摺動がなく転動摩擦係数が常時極めて低いため、
常に最小の摩擦を伴う。

牽引リンクは、シリコン等の合成樹脂の非伸張
シート７０で構成される。このリンク７０はブラ
ケツト６０の垂直部分の全長にわたつて延び、ブ
ラケツト６０がドラム５０をポケツト２０の先端
部２２方向へ付勢すると共に、ポケツト２０上を
滑らず転動するようにドラム５０を案内するのを
可能としている。すなわち、リンク７０は、ブラ
ケツト６０（もつと正確には、その垂直部分）と
ポケツト２０の先端部２２との間にコネクシヨン
を提供している。

ブラケツト６０をドラム５０に対し数分の１回
転だけ駆動するのに使われる駆動手段は、第一実
施例においては電動モータで、（シヤフト端で大
トルクが得られるように）減速ギヤを備えたトル
クモータが用いられる。

電動モータは、その構造については図示してい
ないが、周知の様々な構造をとることができ、た
とえば固定子をドラム５０に固定し、回転子をブ
ラケツト６０が連結される回転軸５１に連結する
構成がとることができる。このモータはドラム５
０内部に組み込み構成としてもよいし、また外部
に取付ける構成としてもよく、要するにドラム５
０とブラケツト６０を互いに逆方向に数分の一回
転だけ駆動させることができる構成であればよ
い。

この場合、徐々にドラム５０を殻体１０に当接
させようとする角度変位を避けることが重要であ
る。そして、電動モータはドラム５０とブラケツ
ト６０を数分の一回転だけ駆動した後に元のスタ
ート位置に戻すようにリセツトするため、すなわ
ち、ある１つの心臓収縮期とそれに対応する１つ
の心臓拡張とからなる完全な１つのサイクルの後
で、ドラム５０とブラケツト６０が最初の段階に
再び位置されるため、ブラケツト６０（例えば、
その最上部の水平線部分に）にドラム５０とブラ
ケツト６０の相対角度位置を検出するための手段
としての磁気センサ９０（第５図）が配置されて
いる。そして、この磁気センサ９０はドラム５０
（例えば、その最上部の外周端に）取付けられ許
容限界位置と対応する磁石９１，９２の存在を検
知するのに使われる。この磁石９１，９２は、ブ
ラケツト６０に関してドラム５０の回転最大角度
と釣り合う角度、例えば例示しているように100゜
に配置されている。

磁気センサー９０と１つの磁石（ここでは磁石
９１）は、角度αで明示されている。この角度α
は、0゜（第４図で図示された位置）から100゜（第１
０図で図示された位置）まで増加する。すなわち
ブラケツト６０とドラム５０が最初の段階つまり
ポケツト２０に血液を一杯に満たす段階（心臓拡
張）に釣り合うときの角度0゜から、ポケツト２０
から血液を放出する放出段階（心臓収縮期）と釣
り合うときの角度100゜までである。

図示例における回転の最大角は約100゜だが、こ
の値はモーター殻体１０−ポケツト２０の配置状
態に大きく依存する。

駆動手段の他の実施例としてはパルス列で制御
されてドラム５０とブラケツト６０との相対角度
位置の検出手段としての磁気センサを用いる必要
がなく、固定子と回転子の相対変位が供給パルス
数に比例するブラシなしのモータを使用できる。

但しこの実施例でも、安全上の理由から補助の
ための磁気センサ等の角度位置を検出する手段を
設け、パルスカウントをバツクアツプしてもよ
い。

制限角度位置に達しなかつたらモータへの電源
をオフにする過電流検知器で、別の安全措置を構
ずることもできる。但しこの安全措置は、装置の
継続運転を可能とする。

モータ自体は、サマリウム−コバルト磁石を用
いたもの等、高効率で小型のものから選ばれる。
動作が連続回転でなく間欠的であるため、モータ
効率の問題はこの用途で特に厳しい。モータのエ
ネルギー需要は、スタート時つまりモータが短絡
され、その瞬間効率が最低のときに最大である。

モータ（図示せず）の電源は、植込まれる再充
填可能バツテリ、又は経皮的通路好ましくは直接
皮膚を通さない通路（つまり電磁結合）を含む外
部バツテリとされる。

更に、本発明によるポンプの優れた効率は、ア
イソトープ電池の植込みを実現可能とする。この
種発電体はそれ自体低効率であるが、所要電力が
理論的な生理学的電力（数ワツト）に近いため、
その出力でも本発明のポンプを動かすのに充分で
ある。こうした低電力電池で発生する熱の発散
は、生体の体温調節と適合する。

次に、本発明によるポンプの動作を第４図乃至
第１０図を参照して説明する。

第４図にＯ，Ｉ，…で表わした一定数の位置
が示してあり、ブラケツト位置〜が第５図乃
至第９図に対応する。

位置Ｏで、ポケツト２０には血液流体が満たさ
れており（図中点線の形状）、ドラム５０はほと
んどポケツト２０と接しず、シート７０は緩んで
いる。

図示しないモータが始動すると、ドラム５０が
図中時計回転方向に勤かに回転してポケツト２０
の内壁２３に当接し、ポケツト２０を巻付けよう
とするが、ポケツト２０の抵抗が大きくドラム５
０は固定状態となる。この結果、ブラケツト６０
が反時計回り方向に、図中位置Ｏからへ移動し
て非伸長シート７０を張力下におく。

非伸長シート７０に張力が生じるということ
は、ポケツト２０の先端部２２にその牽引反力が
作用しており、この反力と基端部２１に作用する
ドラム５０による巻付けモーメントによつてポケ
ツト２０が内側に曲げられ、その外壁２４が殻体
１０内周に当接し、少くともスタート時のささえ
点を形成する。すなわち、この当接部における摩
擦によつてポケツト２０が殻体１０内周に固定さ
れ、ドラム５０がポケツト２０の内壁２３内周面
を転動してポケツト２０を巻き付け、ポケツト２
０内の血液を圧縮する。そして、ポケツト２０が
ドラム５０に巻き付けられると、ポケツト２０の
外壁２４が殻体１０内周から離れ、ブラケツト６
０に作用する非伸長シート７０の牽引反力とドラ
ム５０に作用する圧縮反力の釣合いを取りながら
ドラム５０とブラケツト６０は最小抵抗となるよ
うに運動を行なう。この運動はドラム５０と非伸
長シート７０を介した牽引作用によるポケツト２
０の収縮作用と自動的に対応する。

すなわち、 (a) ポケツト２０がドラム５０による収縮に対し
高い抵抗を与えると、ドラム５０は実施される
べき変位（絶対変位量）の大部分がブラケツト
６０により生じるように止まろうとする。

言い換えれば、圧縮に抗してポケツト２０か
らドラム５０に対して作用する抵抗が優勢であ
るときは、ドラム５０はポケツト２０を巻き付
けることができず、ポケツト２０を押している
だけで、その間ドラム５０は停止する傾向にあ
る。その結果、ブラケツト６０がポケツト２０
の先端部２２を非伸長シート７０を介して引張
るように変位する。

このブラケツト６０の変位が非伸長シート７
０に加わる張力を増し、この張力はドラム５０
がポケツト２０を巻き付けて圧縮させる作用と
平衡となる。圧縮抵抗が高いこの期間は、例え
ば吐出の極く初期（シート７０が低張力下にあ
る第４図の位置Ｏと）、吐出の最後（第９，
１０図）、又は血圧が高い時に生ずる。

(b) これに対し、ポケツト２０による圧縮抵抗が
比較的低いと、ドラム５０はポケツト２０上を
転動し、それを変形してドラム外周に巻付けよ
うとする。この場合、ブラケツト６０はシヤフ
ト支持体としてのみ機能する。この状況が第５
図乃至第８図（ドラム５０に巻付くポケツト長
が急速に増大しているのが明らか）、又は低血
圧の場合に対応する。

言い換えれば、非伸張シート７０上の張力が
優勢なときは、前記非伸長シート７０により動
く牽引反力によつてブラケツト６０の変位は押
えられている。そして、ポケツト２０の外周を
回り巻くドラム５０の軸を支えているのみで、
ポケツト２０の圧縮反力が非伸張シート７０上
の張力とつり合うまで圧縮反力を増加させるよ
うにドラム５０の巻き付けを続ける。

このような“抵抗からの逃げ”すなわち“浮
動”組立体の系は、巻付けの際のささえ点と、関
節結合レバーを構成するドラム５０とブラケツト
６０との組立体から加わる力の印加点との平衡位
置を境に自動的に切り換り、抵抗に小さい方が運
動するように反転を繰り返す。すなわち、ポケツ
ト２０と当接するドラム５０がブラケツト６０の
ささえ点として機能し、ポケツト２０の先端部２
２を牽引し、先端部２２をドラム５０の方へ引張
るか、あるいはブラケツト６０がシート７０から
の牽引で所定位置に保持され、ポケツト２０を回
転させそれを外周に巻付ける支持体として機能す
る。

同様に、ポケツト２０が殻体１０と接触する
と、その接触点における摩擦がポケツト２０を動
かないようにする。その反作用として、ドラム５
０がポケツト２０を巻付け始め、この巻付けがポ
ケツト２０を内側に引込み、殻体１０との接触及
びその点での摩擦が減じる。

いずれにせよ、組立体は“抵抗から逃れ”つま
りドラム５０が実質上極めて低い転動摩擦値であ
る最小摩擦を保証する位置にくるように、抵抗が
小さい方にそれ自体変形する。

この自己適応又は自己対応系が、装置の優れた
性能、特に電気エネルギーを空圧ポンプ吸排エネ
ルギーへ変換する高い効率を保証している。

又、変形可能なキヤビテイが不動のままである
ような体外で使われる従来の蠕動ポンプと異り、
ドラム５０の絶対変位量は、直接巻付け又は端部
のドラム５０へ向かう引張りによつて非常に小さ
い。

吐出段階（心収縮期）の全継続時間は約350ｍ
ｓで、第４図乃至第１０図のシーケンスに対応す
る。吐出の最後では、溶血の危険を避けるため、
ポケツト２０の両壁間に約１〜２mm厚（第１０図
参照）の血液層を残すのが好ましい。

充填段階（心拡張期）は、組立体がその初期位
置へ戻ることによつて生ずる。上記のように、こ
の戻りは静脈圧、ポケツト２０自身の弾性、殻体
１０の変形後に回復されるエネルギー、及び戻り
段階を促進するためモータに加えられる逆電圧に
よつて生ずる。

好ましくは、戻り段階の継続時間が吐出段階の
継続時間を一定に保ちながら変更させられる。つ
まり、継続時間全体は可変で、例えば参照心拍信
号に応じてサーボ制御できる。

戻り段階時にモータから供給されるエネルギー
は非常に低く、吐出段階時に必要なエネルギーの
約1/100である。このエネルギーは、静脈圧によ
る生体の充填効果でドラム５０から巻戻されるポ
ケツト２０の移動に必要なものだけでよい。時間
を関数としたエネルギー分布は生体心臓の生理的
機能と匹敵し、発生エネルギーは心臓周期の2/3
の間実質上０であることが認められている。つま
り、静脈圧からポケツト自身の弾性から（シエル
の変形の後にくる回復エネルギー）結果として返
りの段階が生じるし、またこの返りの段階中に援
助を提供するモーターに適用されている逆電圧か
らも結果として生じる。

第１１図は、一つのポケツトに代え、二つの重
ね合せポケツト２０，２０′が設けられている例
を示しており、各ポケツトは独自の入口弁および
出口弁（図示せず）を有し、従つて二心室の植込
み可能な人工器官を構成するのに適する。

二つのポケツト２０，２０′は、同じ殻体１０
内で重ね合される。これらの基端部２１，２１′
が一体にドラム５０へ結合される一方、先端部２
２，２２′が牽引リンクとしての単一の非伸長シ
ート７０によりブラケツト６０へ一体に結合され
ている。また、両ポケツト２０，２０′の隣接す
る内壁は勿論単一の隔壁で構成してもよい。

こうして、ドラム５０とブラケツト６０の移動
により、両ポケツト２０，２０′に同時で略同期
した収縮が生ずる。ポケツト２０（内側のポケツ
ト）は、ドラム５０との接触で直接収縮される。
別のポケツト２０′（外側のポケツト）は、それ
とドラム５０表面間にポケツト２０が存在するた
め、間接的にのみ収縮される。従つて、収縮力は
ポケツト２０′の方が小さく、より小さいポンピ
ング力及び吐出圧を与える。

この特徴によれば、人工器官の左心室を構成す
るポケツト２０を設ける一方、ポケツト２０′が
右心室を構成することによつて利点が得られる。
つまり、ポンピング力とポンピング圧における両
ポケツト２０，２０′間の相異は生体の生理的状
態と対応し、右心室は肺への循環を与えるだけな
ので、体全体の循環を与える右心室より大巾に少
い力を生ずる。

第１２図は、一心室又は二心室いずれの型かに
かかわりなく、上記ポンプの動作を制御するのに
適した電気回路図である。

永久磁石１０１（第５図の両磁石９１，９２に
対応する）が、一方の制限位置へ達する毎に、ド
ラム５０とブラケツト６０間の相対角度位置を検
出する手段としてのホール効果検知器等の検知器
１０２前方を通過する。その瞬間に駆動手段とし
てのモータ１１０の回転方向を逆転するため、Ｄ
型双安定回路１０３が検知器１０２の端子に生ず
る電圧変化で励起されるクロツク入力Ｈ，を有
する。そのＱ出力がＤ入力に帰還され、反転リレ
ーの巻線１０５を制御するトランジスタ１０４を
駆動する。このリレーの接点１０６がモータ１１
０の巻線１０９を逆極性の二つの電圧源１０７，
１０８へ交互に切換える（電圧源１０８は戻り段
階に対応するので、電圧源１０７より低い電圧源
であるのが好ましい）。

このように、制限位置に達し磁石の一方又は他
方の検知器１０２通過が検知される度に、回路１
０３とリレー１０５が切換つてモータの回転方向
を逆転させる。勿論、半導体接合を有する純粋に
静的なリレーを、図示したような巻線と接点を含
む電気機械的リレーに代えて使つてもよい。

また、第１３〜１５図は、ポケツト２０に血液
を一杯に満たす充填段階、血液を圧縮する圧縮段
階、放出する放出段階を説明するための概略説明
図である。

第１３図の充填段階に於ては、ブラケツト６０
は、ドラム５０がポケツト２０の後方へ（逆に）
動く間下げられて非伸張シート７０はゆるみ、ポ
ケツト２０はふくらむ。この段階は、心臓拡張と
一致する。そしてブラケツト６０に設けられた図
示しない磁気センサ等の検出手段が一方の磁石９
１に到達したとき、ドラム５０は反対方向へ回転
するようにモータ１１０によつて動かされる。

第１４図に於ては、ブラケツト６０が実際には
動かないでいる間、ドラム５０がポケツト２０上
を転動し、ポケツト２０が圧縮される。この圧縮
に伴いドラム５０上に働く抵抗力が増える。

第１５図に於ては、ブラケツト６０は充填段階
よりも早い動作で逆方向にドラム５０と一緒に動
き、ブラケツト６０がポケツト２０を空にするの
を助けつつ、ドラム５０がポケツト２０に対して
押しつけられる。そしてポケツト２０の２つの壁
２３，２４の間の接触を許さず、赤い小滴を守つ
たり、溶血のいかなるリスクをも防いでいる。

実験結果 上記した左心室補助ポンプ（但し殻体とブラケ
ツト間が結合されていない補強殻）を用いた生体
実験を豚に実施した。この動物の心血管及び呼吸
の生理的定数は人間のものに近く、略同じ体重の
豚が選ばれた。

手術で、体外の循環を用いず、大動脈と左心耳
の横方向クランプによつて植込みが行われた。こ
の手術上の簡素化（人には使えない）は、人工器
官を浄化しスタートさせる動作を非常に困難にす
る。

この困難にもかかわらず、手術は支障なく５匹
の植込み動物に対し実施された。

各実験で、下降大動脈をクランプし、人工心室
で動物の下部全体に血液を供給するか、又は大動
脈全体をクランプし、生体心臓から供給され続け
る冠動脈を除き左心室で左側の心臓機能全体を与
えることによつて、連続テストが成された。

左心室が補助機能から代替機能へ移行可能とす
る上記クランプ手術の間、人工心臓の異つた血圧
及び流量条件に対する自動的で即座の適応が認め
られた。

他の人工器官と比べ特有なこの結果は、主に人
工心室による吸引が存在しないことによる。更
に、左側心耳への静脈戻りだけに依存する左心室
の可変充填速度は吐出圧を変更させず、吐出圧は
需要に応じ80〜110mmHg（11000〜19000Pa）間で
変化した。この可変の充填速度は、ポンプの非吸
引動作つまり非変位動作を裏付け、虚脱の危険を
回避可能とするものである。

植込みの10時間後、定期的に行われた解析は赤
血球の破壊（溶血）と血小板凝固のどちらも示さ
なかつた。この結果は同じく極めて重要である。

生物学的解析は全て正常であつた。

同時に、不活性つまりゴーストの人工器官が、
生物学的組織体に対する使用素材の適合性を検証
するために植込まれた。植込み後１ヶ月のこれま
で、異常な反応は観察されなかつた。

動作中自動追跡装置によつて得られた左心室の
電圧及び電流曲線から計算したところ、ポンプの
平均電力消費は、140mmHgの圧力で心収縮期毎に
50cm³の流量に対し約2.25ワツトであつた。

（発明の効果） 以上のように、ポケツトはドラムの周囲に巻付
けられるという効果の下で、ドラム−ブラケツト
組立体の逐次位置がポケツトの収縮作用とポケツ
ト先端部の牽引リンクによる牽引作用との間の最
も抵抗の少ない動きに従つて移動することを保証
しながら収縮される。

変形する閉じたポケツトをポンピング容積とし
て用いることで、前述した蠕動動作で得られる利
点を保てる。更にこのポケツトは、仮想の生理学
的キヤビテイ（より正確には半仮想キヤビテイ）
と見なし得る構造を有する。これは、空のとき実
質的に容積がなく、その内壁が相互に接触するキ
ヤビテイのことである。つまり、弛緩時偏平な形
状となるため、本発明で使われるポケツトは実質
上静止状態（血圧が存在しない状態）とならない
キヤビテイを形成する。事実、このポケツトが
“疑似仮想”キヤビテイを画成するために現われ
る溶血現象の危険を制御するため、ポケツト内に
血液の非常に薄い層（１〜1.5mm厚）を残すのが
好ましい。

殻体の主機能は、ポンプストロークの少くとも
一部、特に血液で満たされたポケツトがそれと圧
縮しているドラムから押されて離れようとするス
タート時に、ささえ面を構成することにある。ス
タート後殻体に対しポケツトを押圧し続けること
は更に、ポケツトがドラムと殻体間で変形される
ため、ポケツトからの良好な吐出を与える。

好ましくは、ブラケツトと殻体間にリンクが設
けられ、このリンクは少くとも軸を中心にブラケ
ツトを殻体に対して旋回可能とする動きリンクで
ある。

好ましくは、殻体を構成する素材が自ら形状記
憶力を有する素材からなる。これはエネルギーの
回復を改善する。つまり、素材自身の記憶が、ド
ラムとブラケツトの相対的変位による変形に加え
られる。

これによつて殻体は弾性エネルギー貯蔵器とい
う第二の機能を果すことができ、質（圧力波形の
改善）と量（全体効率及び吐出圧の改善）の両方
でポンプの動作を改善する。ポケツトの変形によ
る弾性エネルギーは、スタートの瞬間つまりモー
タを助力する上でエネルギーが最も有効な瞬間に
系へ戻される。これは、ポケツト収縮の開始時に
モータが短絡するからである。殻体によるこの弾
性エネルギー回復の効果は、生体心臓の心筋繊維
によるエネルギー回復に匹敵している。

好ましくは、ブラケツトとポケツト先端部間の
牽引リンクが、これら両方をその全長にわたつて
結合する非伸張シートを含む。これにより、ポケ
ツトの全高にわたつて牽引効果を一様とし、ブラ
ケツトが軸から外れるのが避けられる。ドラムが
ポケツト上で滑るのを避けるため、ブラケツトの
軸はそれ自体と平行に移動すべきである。

駆動手段は、外側の固定子がドラムに固定さ
れ、回転子が減速ギヤを介し（通常モータの場
合）又は介さずに（トルクモータの場合）ブラケ
ツトを駆動する電動モータと、ドラムに対するブ
ラケツトの相対的な角度位置を求め、所定の角度
に達したとき駆動手段への電流を切る手段と協働
する手段とを有するのが好ましい。

又電動モータは可逆モータが好ましく、所定の
角度に達したら、ポンプの構成部品がスタート位
置へ戻るのを助勢するため、減少された逆電圧で
駆動される。充填圧（静脈圧）及びポケツトの弾
性による効果に基くだけの自由で、補助されない
戻りも可能だが、このような戻りは長くなり過
ぎ、平常な心拍に応じられないこともある。更
に、戻り期間は克服の難かしい多くのパラメータ
の影響を受ける。スタート位置への戻り、つまり
充填期間を制御する方が好ましいのは、上記の理
由による。

制御する場合、減少された逆電圧は、戻り段階
の継続時間を動作振動数設定信号の関数として調
整するように、可変電圧となる。上記信号は例え
ば、右心室（左心室の補助がなされている場合）
から供給される生理学的信号であつたり、この目
的のために保持された心耳からの信号であつた
り、又は非生理的に前もつて定められた振動数か
らなる。

完全な人工心臓器官を考えるならば、本発明に
よるポンプは二つの閉じたポケツトを有し、各ポ
ケツトが血液がポケツトに入る入口弁と血液がポ
ケツトから出てゆく出口弁とをそれぞれ有し、両
ポケツトが殻体内に隣接配置され、ドラムへ一体
に結合された端部と共通の牽引リンクを介してブ
ラケツトへ一体に結合された端部とを有する。

すなわち、左心室が直接ドラムと接触する一
方、右心室はドラムでなく左心室によつて間接的
にのみ収縮される。

こうした動作は、左心室が心臓のポンピングエ
ネルギーの略全てを供給する生体心臓の動作状態
に近い。又、二つの心室間の適切な同期も与えら
れる。

【図面の簡単な説明】

図面は本発明に係る血液ポンプの実施例を示す
もので、第１図乃至第１０図は第一実施例を示
し、第１図はその部分破断斜視図、第２図は部分
破断正面図、第３図は部分破断側面図、第４図は
第２図の−線概略断面図、第５図乃至第１０
図は本発明の血液ポンプの作動過程を示す、第４
図と同様の断面図、第１１図は、完全な人工器
官、すなわち両心室を補助する人工器官に対応し
た本発明の第二実施例を示す、第４図と同様の断
面図、第１２図は本発明による血液ポンプのモー
タ用制御回路の一例を示す回路図、第１３，１
４，１５図は第２図の−線概略断面説明図で
ある。 符号の説明、 １０……殻体、２０……ポケツ
ト、２０′……ポケツト、２１……基端部、２２
……先端部、３０……入口弁、４０……出口弁、
５０……ドラム、５１……回転軸、６０……ブラ
ケツト、７０……非伸張シート（牽引リンク）、
８０……リンク、１１０……電動モータ（駆動手
段）。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 殻体と； 入口弁を介して血液流体を供給され、出口弁を
   介して該血液流体を吐出することができ、且つ弾
   性変形可能な少なくとも一つの閉じたポケツトで
   あつて、該ポケツトが弛緩時には実質的に偏平と
   なつて前記殻体の曲面に沿つて延び、殻体内部へ
   指向された凹状側面を有する二つの壁を与えるよ
   うに該殻体の内周面に当接して配置され、更に該
   二つの壁が二つの縦方向に延びるポケツトの基端
   部と先端部との間に延びているポケツトと； 該ポケツトの基端部が外周部に連結されたドラ
   ムと； 該ドラムの回転軸に回転可能に取付けられたブ
   ラケツトと； 該ブラケツトと前記ポケツトの先端部間を連結
   する牽引リンクと； 前記ブラケツトと前記ドラムとを互に逆方向に
   数分の一回転だけ駆動して前記ドラムを前記ポケ
   ツトの壁に転動接触させる一方、前記ポケツトの
   先端部を前記牽引リンクを介して前記ブラケツト
   により保持して前記ドラムに近づけるようにする
   駆動手段と； からなり、前記ポケツトを前記ドラムの周りに巻
   込むことによつて前記ポケツトを圧縮し、且つ前
   記ドラムと前記ブラケツトとを、前記ポケツトの
   巻き付けによりドラムに対して作用する圧縮反力
   と該ポケツトの先端部の牽引リンクを介してブラ
   ケツトに作用する牽引反力とを釣合わせて抵抗の
   最も少ない経路に沿つて逐次移動させるようにし
   た血液ポンプ。 ２ ブラケツトと殻体間には前記牽引リンクとは
   別のブラケツトと殻体とを連結するためのリンク
   が設けられ、該リンクは前記ブラケツトを前記殻
   体に対して少なくとも旋回可能に保持するように
   緩く結合するものである特許請求の範囲第１項記
   載の血液ポンプ。 ３ 殻体が全体的に幾何学的に変形可能である特
   許請求の範囲第１項記載の血液ポンプ。 ４ 殻体が変形可能な形状記憶物質からなる特許
   請求の範囲第１項記載の血液ポンプ。 ５ 前記牽引リンクが該ブラケツトとポケツト先
   端部間に連結する非伸張シートからなり、該非伸
   長シートの一端がブラケツトの垂直部分の全長に
   渡つて結合され、他端がポケツトの先端部の全長
   に渡つて結合されている特許請求の範囲第１項記
   載の血液ポンプ。 ６ 駆動手段は電動モータからなり、該電動モー
   タの外側の固定子がドラムに固定され、該電動モ
   ータの回転子がブラケツトを駆動する特許請求の
   範囲第１項記載の血液ポンプ。 ７ 電動モータを数分の一回転だけ駆動させるた
   めの構成として、ドラムに対するブラケツトの相
   対角度位置を検出する手段が設けられ、この手段
   を、前記ブラケツトがドラムに対して所定の角度
   に達したとき電動モータへの電源を切る手段と協
   働させるようにした特許請求の範囲第６項記載の
   血液ポンプ。 ８ 電動モータが可逆モータで、ブラケツトがド
   ラムに対して所定の角度に達したとき、前記ブラ
   ケツトとドラムとの相対角度位置をスタート位置
   へ戻るのを助勢するために、可逆モータに減少さ
   れた逆電圧を供給する特許請求の範囲第７項記載
   の血液ポンプ。 ９ 可逆モータに供給される減少された逆電圧
   が、ブラケツトとドラムとの相対角度位置がスタ
   ート位置へもどりつくまでの時間を作動振動数に
   関する参照データの関数として、調整できるよう
   に変更可能にした特許請求の範囲第８項記載の血
   液ポンプ。 １０ 前記ポケツトを二つ備え、各ポケツトは殻
   体内に隣接配置されるとともに、ドラムへ一体に
   結合された基端部と共通の牽引リンクによつてブ
   ラケツトへ一体に結合された先端部とを有し、前
   記ドラムと接触して直接圧縮される一方のポケツ
   トは左心室を形成し、またこの一方のポケツトに
   よつて間接的に圧縮される他方のポケツトは右心
   室を形成する特許請求の範囲第１項記載の血液ポ
   ンプ。