JPH0550296B2 - - Google Patents

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JPH0550296B2
JPH0550296B2 JP60500094A JP50009484A JPH0550296B2 JP H0550296 B2 JPH0550296 B2 JP H0550296B2 JP 60500094 A JP60500094 A JP 60500094A JP 50009484 A JP50009484 A JP 50009484A JP H0550296 B2 JPH0550296 B2 JP H0550296B2
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heart
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Description

請求の範囲 １ 人体中に埋込む機械的心臓ポンプであつて、 入口用及び出口用のコンジツトを備えた第一チ
ヤンバと第二チヤンバと、 該第一及び第二チヤンバを離隔している第一可
動素子と、 該第二チヤンバ内に少なくとも一部が配置され
ている駆動装置にして、該第一チヤンバの体積を
交互に膨脹及び収縮すべく該第一可動素子を駆動
する駆動装置と、 周波数ｆの心搏に相当する人体信号シーケンス
にそれぞれに応答して、１より大きな調和倍であ
るＮにより得られる第二の周波数Nfにて該駆動
装置を作動させるための制御装置と、 を含む機械的心臓ポンプ。 ２ 請求の範囲第１項に記載の機械的心臓ポンプ
であつて、さらに、 第三のポンプと、 該第二及び第三チヤンバを離隔する第二の可動
素子であつて、前記駆動装置により駆動される素
子と、 を含んでおり、 前記駆動素子がさらに、前記第一チヤンバの体
積の膨脹及び減少とそれぞれ同期したまま前記第
三チヤンバの体積を交互に減少及び膨脹する結果
前記第二可動素子が前記第二チヤンバの体積を膨
脹させる際に前記第一可動素子が前記第二チヤン
バの体積を減少せしめると共に該第二チヤンバの
体積が実質上一定に留まるようにするための同期
装置を含んでいる、機械的心臓ポンプ。 ３ 請求の範囲第２項に記載の機械的心臓ポンプ
において、Ｎがｎ／２であり、ｎが３以上の整数
である機械的心臓ポンプ。 ４ 請求の範囲第３項に記載の機械的心臓ポンプ
において、前記制御装置が 心臓筋神経末梢から信号を検出する装置と、 該検出装置に接続されて同期信号を与える装置
と、 該同期信号に応答して該駆動装置をＮ回作動さ
せる周波数増倍器と、 を含んでいる、機械的心臓ポンプ。 ５ 請求の範囲第１項に記載の機械的心臓ポンプ
において、前記第一チヤンバの該入口及び出口コ
ンジツトが第一の血液循環系の動脈及び静脈に接
続されている、機械的心臓ポンプ。 ６ 請求の範囲第２項に記載の機械的心臓ポンプ
において、前記第一チヤンバの該入口及び出口コ
ンジツトが第一血液循環系の動脈及び静脈に接続
されており、前記第三チヤンバの該入口及び出口
コンジツトが第二血液循環系の動脈及び静脈に接
続されている、機械的心臓ポンプ。 ７ 請求の範囲第１項に記載の埋込み心臓ポンプ
であつて、さらに 入口及び出口のコンジツトを有する第三チヤン
バと第四チヤンバと、 該第四チヤンバ内に少なくとも一部が配置され
て、前記第三チヤンバの体積を交互に膨脹及び減
少しうるように前記第二可動素子を駆動するため
の第二駆動装置と、を含んでおり、 前記制御装置が、前記第一チヤンバの減少及び
膨脹に対しそれぞれ前記第三チヤンバ体積の膨脹
及び減少を同期せしめるように該第一及び第二駆
動装置を制御するための装置を含んでおり、 前記第一可動素子の運動により起こされた前記
第二チヤンバ体積変化が、前記第二可動素子の運
動により起こされた前記第四チヤンバ体積変化と
ほぼ符号反対である結果該第二及び第四チヤンバ
の正味全体積変化はほぼ零であるように、該第二
及び第四チヤンバが閉じた流体回路状に接続され
ている、埋込み可能な心臓ボンプ。 ８ 請求の範囲第７項に記載の心臓ポンプであつ
て、前記第二及び第四チヤンバの前記閉じた流体
回路内に接続された従属チヤンバを含んでいる心
臓ポンプ。 ９ 人体中に埋込むポンプを含む人工心臓装置に
おいて、入口及び出口コンジツトを有し、入口行
程即ち吸入行程、及び出口行程即ち圧流行程を実
行すべく作動し、それら行程が共同してポンプサ
イクルを構成する形式の装置であつて、 前記ポンプに接続されており、正常心摶数ｆの
調和倍数(N)倍なる周波数Nfにて該ポンプにポン
プサイクルを実行させるための制御装置を含んで
いることを特徴とする装置。 １０ 請求の範囲第９項に記載の人工心臓装置に
おいて、前記制御装置がさらに 心臓筋神経の正常心摶信号を感知する第一の装
置と、 該第一装置に接続され、該正常信号おのおのに
応答して該ポンプにＮポンプサイクルを実行させ
る信号を発生する、増倍装置 を含んでいる、人工心臓装置。 １１ 請求の範囲第９項に記載の人工心臓装置で
あつて、複数のポンプを含み、前記制御装置が各
ポンプに正常心摶のＮ倍の周波数にて各ポンプサ
イクルを実行させるための装置を含むようにされ
た、人工心臓装置。 １２ 請求の範囲第１１項に記載の人工心臓装置
において、前記複数ポンプの全変位が正常心臓の
変位の約１／Ｎに等しい、人工心臓装置。 １３ 請求の範囲第１１項に記載の人工心臓装置
において、前記各ポンプが流体圧流チヤンバ及び
非圧流チヤンバを含み、各該非圧流チヤンバが対
応の流体圧流チヤンバの瞬間体積変化と逆向き瞬
間体積変化を行い、さらにすべてのポンプの非圧
流チヤンバが相互に流体的に連通されているため
各ポンプ体積よりも大きな非圧流体積を確定して
いる、人工心臓装置。 １４ 請求の範囲第１３項に記載の人工心臓装置
において、前記大きな非圧流体積の正味瞬間体積
変化が実質上零となるようにポンプが相互にずれ
た位相の状態でポンプサイクルを実行すべくポン
プを運動させる装置が該制御装置にさらに含まれ
ている、人工心臓装置。 １５ 請求の範囲第１３項に記載の人工心臓装置
であつて、前記非圧流チヤンバと流体的に連通さ
れた従属チヤンバをさらに含んでいる装置。 １６ 請求の範囲第１４項に記載の人工心臓装置
であつて、前記非圧流チヤンバと流体的に連通さ
れた従属チヤンバをさらに含んでいる装置。 発明の分野 本発明は埋込み可能な人工心臓装置に関し、さ
らに特定すると、体内外の吸排（vent）を要せず
に胸部空洞（chest cavity）内に完全に埋込める
人工心臓装置に関する。 発明の背景技術 人体内への人工心臓の埋込み成功は今や歴史的
事実である。又、そのような手術を受ける候補者
は他の条件のうち、必要な血液量を圧流する
（pump）に必要な大きさの人工心臓を受け容れ
るに十分な大きい体内空洞を与えうる顕著な大き
さの者でなければならないこともよく知られてい
る。又、体からの排出管が適当な体内外吸排およ
び外部圧縮器との接続の為に必要であることも周
知である。 1981年（昭和56年）４月27日付けおよび1982年
（昭和57年）２月９日付けの私の同時係属出願第
257752号および第347184号は体内外吸排も外部圧
縮器も必要でなく、従つて内部電力源と共に体内
空洞内に含め得る人工心臓装置を開示している。
しかし大ていの人工心臓を受ける可能性のある者
は十分大きな体内空洞を与えるには小さすぎる。
したがつて大ていの者は現在入手可能なものより
もさらに効率の良い人工ポンプの進歩を待たなけ
ればならない。 本発明の簡単な説明 本発明による心臓ポンプはよく知られた心搏度
数に比較して高い、かつこれに同期された周波数
で駆動される。ポンプの行程周波数は正常心搏度
数のｎ／ｍ倍である。ここでｎはｍより大きな整
数であり、ｍは小さな、しかし１より大きな、整
数である。古典的な例ではｎ／ｍ＝１で、正常心
搏度数周波数そのものである。このｎ／ｍ倍を下の 説明及び請求の範囲で「Ｎ」と称する。この数は
分母の方が小さい分数であつて、たとえば１ 1/
２、２、２ 1/2等である。正常心搏度数との同期
を容易にするため、便利なポンプ周波数は毎分約
216搏すなわち３×72（72は正常心搏度数である）
である。 このポンプの周波数は許容可能な圧力勾配によ
つて制限され、又、起こり得る血液細胞の損傷に
よつて制限される。にも拘らず比較的に高いポン
プ速度が許容可能である。このことにより、指定
された正味の血液流量が、重量及び大きさの点で
比較的に低減されたポンプで達成できる。モータ
ー（駆動機、motor）の効率は比較的高い回転速
度により高められる。本発明の好ましい作動態様
においては、そのような小さな、かつ比較的高周
波の複数のポンプが反対のポンプ位相の下に駆動
され、それらのモーターチヤンバが共通のコンジ
ツトに接続されることにより体内外吸排の必要性
が除去されている。このコンジツトに従属チヤン
バ（compliance chamber）を接続してさらに圧
力変化を低減し得る。 正常心搏周波数に比較して高い周波数で心臓ポ
ンプを駆動して、心臓ポンプの大きさを低減する
こと、及び同期された二つのポンプを使用して体
内外吸排のされない心臓ポンプシステムを与える
ことは先行技術の思想から顕しくかけ離れている
と考えられる。
【図面の簡単な説明】
第１図は心臓埋込み用に有用なポンプの、一部
を切り取つた、側面図である。 第２図は、本発明に基づき第１図に示した型式
の小形化されたポンプを高い周波数で作動させる
ための回路のブロツク線図である。 第３図は、本発明に基づく多重ポンプを利用し
た、従属チヤンバを含むポンプシステムである。
【発明の詳細な説明】
第１図は本発明の実施例に基づいて人体中に埋
込むに適した先行技術のポンプ１０の側面図であ
る。このポンプは1982年２月９日付けの私の同時
係属出願第347184号にその作動と共に詳細に開示
されている。 このポンプは三つのチヤンバ１１，１２，１３
と、中央チヤンバ１２内に収容されたモーターを
含む。このモーターは固定子及び回転子（図示し
てなし）を含み、このモーターは固定子が励磁さ
れたとき回転子の回転運動を起こす。この回転運
動は車輪及びランプ機構（ramp mechanism）
（同様に図示してないが上記同時係属出願中に十
分に記載されている）によつて二つの押圧板
（pusher plates）１６，１７の上下運動に変換さ
れる。本発明の理解に同様に重要である点は、押
圧板１６，１７が押し・引き運動によつてそれぞ
れ上下運動を行い、チヤンバ１１，１３の体積を
交互に減少させる点である。このようにして血液
は入口２０，２１を介してチヤンバ１１，１３に
入り、出口２２，２３を介してチヤンバから出
る。 最も注目すべき点は、三つのチヤンバの全体積
が一定量であり、中央モーターチヤンバの体積も
同様である。その結果、人体外部に吸排する必要
が全くない。これらチヤンバは、被せ板２７，２
８の縁に装着された結果チヤンバの柔軟性密閉壁
を形成する膜２５，２６によつて密閉されてお
り、これらの膜に対して押圧板１６，１７が圧力
をかける。第１図に示すポンプでは押圧板１６，
１７の平行な配置は、押圧板１６，１７が降下さ
れてチヤンバ１３が収縮するときにチヤンバ１１
が膨脹するようにされている。チヤンバ１２はモ
ーター及び押圧板駆動機構を収容しているが、そ
の壁（押圧板）が平行に下方へ変位されるので、
下方に変位されるのみで一定体積を保持する。 埋込み心臓の寸法は人体により必要とされる血
液量によつて決定される。正常心臓の一搏毎に83
mlの血液が圧流される。平均的心臓は約毎分72心
搏を有する。その結果、正常心臓によつて毎分約
６の血液が圧流される。人工心臓の設計に対す
る現在の方法は、これらの数値に適合するように
図られている。しかし83mlを正味の変位量とする
ポンプはどちらかと云えば、かさばるものであつ
て、従つて限定された人にしか適さない。 さらに現在のポンプではピストン式又は膜式の
素子によつて83mlの体積の変位を起こすことは必
然的に、モーター駆動チヤンバの壁を確定してい
るピストン又は膜の反対側表面によつて同量の83
mlの変位が行なわれることを意味する。もしもモ
ーター駆動チヤンバが密閉されていれば、ピスト
ン（又は膜）はチヤンバ内圧力勾配に抗して、前
後に運動する仕事をしなければならず、したがつ
て血液ポンプとしてのモーターの効率を低下させ
る。この問題を克服するため、埋込み可能な心臓
における現在の試みは大気に対して開かれた駆動
チヤンバの体内外吸排、又は「従属チヤンバ」の
使用に頼つている。（従属チヤンバは駆動モータ
ーチヤンバと流体的に通じた、かつ少なくとも一
つの大きな柔軟性の壁を有したチヤンバである。
この壁は正常ポンプ運動によつて導入される駆動
チヤンバ内圧力変動を許容すべく、少々変位す
る。この壁が小さいことによつて流体圧力差すな
わち背圧が低下され、従つてさもなければポンプ
の運動によつて起こされる全体的補給エネルギー
流を低減する。） 本発明によればポンプ周波数をｎ／ｍ倍（ｎ＞
ｍ＞１）だけ増大することにより、かつ、それと
比例的に小さくされた体積のチヤンバを利用する
ことによつて、単位時間当り等価量の血液を圧流
しうるようにしつつ、ポンプ寸法を低減できる。
かくしてより小さな従属チヤンバを使用できる。 正常心搏周波数である毎分72心搏の、ある帯分
数倍だけポンプ周波数を増大させる理論を以下に
説明する。 ポンプが作動する周波数は制御回路３０によつ
て決定される。制御回路３０は人体の心臓筋肉内
の神経末梢部から来るパルスに応答する。この回
路はEMG（Electromyograph筋電測定）変換器、
増幅器、及び市販のペースメーカーに使用される
ものと全く同一のものでよく、又、心臓信号が適
当間隔で生じない節には心臓信号リズムを擬似的
に再現した信号を発生する市販ペースメーカーに
標準的に使用される回路を含んでいてよい。この
ような装置が第２図のブロツク３１によつて表示
されている。この装置はEMGによつて検出され
た心搏に同期された適当な電気信号３２を出力す
る。この出力は必要な高周波パルスを発生する為
の予測アルゴリズム（predictive algorithm）を
与える位相保持ループ回路を含んだ周波数増倍回
路に印加される。予測アルゴリズムを与えるため
のこの回路は第２図においてブロツク３５により
表わされる。この周波数増倍器はまた、「ｎ／ｍ
で割る回路」を含む。 ここで予測アルゴリズムに注目し、そのアルゴ
リズムの形態を表出するいくつかの考察を検討し
よう。 物質の各粒子は時間的に反復する運動から成る
特性パターンを有するように思われる。人体もま
たそのようなパターンを有する。非常に明白なが
ら、人体のそのようなパターンの一つは心臓の搏
動である。 これらの認識はいろいろの程度でなされる。そ
の程度の差が最も明白なのは、頭脳のいくつかの
機能を観察する場合である。けれども頭脳に限ら
ず人体は全部同様である。程度の差こそあれ、ど
こかで又はどこでも、人体は時計になつており、
時間を計測して心臓筋に信号を送り、収縮させて
血液を圧流させている。収縮の時刻合せ
（timing）とその大きさは十分に制御されている
が、その制御は我々の意識の最前線にはない。 心臓が別人から移植されると受け容れ側の人体
は外来心臓を認識してそれを制御をしようと試み
る。成功した移植では心搏が同期され、人体時計
により制御される。その収縮の時刻合せと大きさ
はその新しい心臓の強さ及び適応度の範囲内で完
全に制御される。 いかなる機械的心臓もしくは心臓補助装置も人
体の血液循環系内に設置される場合、機械的心臓
もしくは心臓補助装置のリズム及びその装置に由
来する流量特性が適当な人体制御信号に応答すべ
きである。もしも機械的心臓もしくは心臓補助装
置が時間、強度及び量を示す人体信号に適当に応
答しないと、人体の心臓制御中枢は葛藤する。こ
の潜在意識下の葛藤は強度の点で横溢しはじめ
る。 十分に意識された程度の全身的、永続的葛藤が
意識的に統御された暴挙を引き起こすと丁度同じ
ように、意識下の同様な葛藤が意識下に統御され
た暴挙を起こし、たとえばけいれんとなつて現わ
れる。 もちろん、けいれんは機械的心臓を設置しなく
ても起こる。けいれんは、おそらく、とりわけ主
要な人体制御中枢が種々多様な努力の挙句に葛藤
されるときに起こり得る。けいれんを避ける一つ
の方法は、人体制御中枢がその正常制御機能を実
行し得ること及びそれらの制御信号が送られたこ
と、受信されたこと、そして適切に作用したこと
を中枢に示す応答を適当時に、これら人体中枢が
受信できることを確実ならしめることである。こ
れは、機械的心臓もしくは心臓補助装置が、すべ
ての面で人間の心臓の機能を真似なければならな
いことを意味しない。これが意味するのは意識下
の意識が働いていること、そしてそれを無視する
ことは大きな危険を冒すことになる、ということ
である。 正常人体機能に対する制御を行なう人体制御中
枢を補助する一つの方法は、正常周波数の調和倍
数（harmonic multiple）である周波数にて埋込
み心臓を働かせること、及び正常流量率を保持し
うるようにポンプの体積を減少させることによ
り、埋込まれた心臓のポンプ機能を自然の心臓パ
ラメータに調和させることである。このことは例
えばポンプのポンプ周波数を正常心臓周波数のあ
る半整数倍に増大させることにより達成される。
例えばもしも周波数が２倍にされて、毎分144搏
になれば、第１図のチヤンバの変位体積は、この
増大がされなかつた場合にポンプで圧流しなけれ
ばならない血液量のたつた1/2でよい。この２倍
周波数の場合のみならず一般的に任意の整数倍の
ポンプ周波数の場合、人体制御中枢は依然、正常
心臓信号に対応した時刻にポンプ信号を受信し、
正常時の人体制御過程は葛藤しない。（膜を横断
するイオン輸送のようないろいろの人体内過程が
周期的な流体圧力パルスの発生に依存する範囲内
で、そのような基本的な物理的ダイナミツクス上
の条件もまた本発明のこの調和倍ポンプ圧流によ
つて高度に近似されることは注目に値する。） 第２図の回路は正常な心臓が心搏する時を示す
心臓筋神経末梢からの入力信号に応答するように
されている。この回路は、上の例では入力信号の
半整数倍であつて入力信号に同期された周波数で
あるより高い周波数を人工心臓に与える。この人
体制御中枢は、毎分72回のポンプ信号を受信する
のみならず、これらの信号は正常な心臓ポンプ信
号が存在するときに発生する。 さらに一般的に言うと、正常心搏の調和倍Ｎ＝
ｎ／ｍは、正常な心搏一回につき顕蓄な数のポン
プ行程が発生する、という性質を有すべきであ
る。Ｎが２である上例では、１回置きのポンプ行
程が正常心搏時に起こり、実際、各正常心搏は
（一つの中間的ポンプ行程を伴つて）同時的な対
応的ポンプ行程を一回有する。より一般的に、
ｎ／ｍの形のＮ（ｎ、ｍは整数であり、ｎ＞ｍか
つｍ＞１）の場合、ポンプ行程はｍ回目心搏と一
致する。加えて、もしもｍ及びｎが共通の除数
（即ちｎ＝cn′、ｍ＝cm′であり、n′とm′はそれぞ
れｎ、ｍより小さな整数である）を有すれば、ポ
ンプ行程と正常心搏が一致する中間的な心搏がｃ
回、ｍ回目心搏前にあることになる。数Ｎを心搏
数の調和倍数と呼ぶ。ポンプ周波数が正常心臓に
同調される一つの意義は正常心搏が起こる時点で
顕著な数のポンプ行程が起こることにあり、従つ
て人体の自然のリズムを強化することにある。分
母ｍが大きくなるほど合致される正常心搏の比率
が小さくなり、従つて例えば５又は６よりｍが大
きくなるにつれて本発明の利点となる結果が著し
くなくなり、そのようにして作動されるポンプは
大まかに言つて連続的流れをもつポンプと類似す
ることになる。したがつて下記説明及び請求の範
囲で使用される調和倍数という語は正常心臓心搏
の小さな数を分母とする分数の倍数を指す。 血液流量を変化させることもまた重要なことで
ある。予測アルゴリズム（pridictive
algorithm）は「微分する」こと、すなわち時間
的なEMGの変化率を決定すること、を与える手
段、及び減少しつつあるもしくは増大しつつある
正常心臓周波数に対応して比例的にポンプ周波数
を減少しもしくは増大する手段を含む。このよう
にして人体制御中枢は正常信号に整合された帰還
信号を受信する。 血圧が約150mmHg（弛緩期）及び100mmHg（収縮
期）の間の正常限界内に留まり、平均圧力が平均
約120mmHgになることも重要である。コニングス
バーク（Koningsberg）変換器のような圧力監視
用の圧力変換器を埋込み心臓内に含めることは、
当該技術分野で公知であり、感知された血圧に応
答してポンプ効率もしくは作動率（duty ratio）
を変えるための装置をその回路内に含めてもよ
く、含めなくてもよい。 正常な血圧を持つべき制限内で、本発明による
人工心臓に印加される心搏信号の周波数は正常心
臓心搏の３倍、４倍、又はそれ以上まで増大しう
る。そのような増大はどれも必要なポンプ体積量
を減少させる。埋込み装置のチヤンバの実際の体
積は次の方程式によつて決定される。 機械的心臓のチヤンバ体積／自然の心臓のチヤンバ体積
＝Ｋ（正常心搏度）／機械的心搏度 ここでＫは摩擦、圧力、及びポンプチヤンバの
幾何学的配置に関係した定数であり、よく知られ
ているように特定のポンプの流体力学の経験的及
び数学的解析から決定される。現在入手可能な機
械的心臓のチヤンバ体積は80ないし90mlである。 第１図の例示的なポンプ装置は、チヤンバ１２
内に収容されたモーターの固定子に装着された複
数の特別に分布された電気導体に印加される逐次
的パルスによつて駆動される。回転子を駆動すべ
く固定子に作動パルスを与えるための作動兼駆動
用回路は上記私の同時係属出願に十分に開示され
ている。制御回路３０によつて印加される高周波
パルスは第１図及び第２図の電導体４０沿いの固
定子に印加されることを理解することが重要であ
る。そのような各パルスは上記私の同時係属出願
に開示したように比較的低周波の各パルスがする
のと全く同様に回転子の一回転を起こす固定子パ
ルスシーケンスを開始する。 第１図のポンプ装置は所望の方向にのみ血液流
を許す適当なチエツク・バルブを含む。そのよう
なバルブの検討は十分に私の前記特許出願に含ま
れている。 正常心臓心搏の半整数倍に同期される埋込み心
臓に関する本発明は、正常心臓の生物学的リズム
を維持するのみならず、現に入手可能なポンプに
よるよりもはるかに大きな比率の将来的利用者に
即応的に埋込み可能である一層小さなポンプを与
える。本発明の好ましい実施例は、二つのチヤン
バポンプであつてモーター及び駆動器のハウジン
グが一定にとどまるように二つのチヤンバが交互
に膨脹収縮するもの、について図示し、説明した
が、本発明により達成されるポンプ寸法が小さい
ので、他の単一の及び多重のポンプ形状も可能で
ある。 したがつて本発明は第１図のポンプの一部とそ
れぞれ同一な二つのポンプを備えたものとして実
施できる。そのような装置が第３図に示されてい
る。二つのポンプであつてその一方がチヤンバ１
２のようなモーターチヤンバと共にチヤンバ１１
のみを含み他方のポンプがモーターチヤンバ１
２′と共にチヤンバ１３のみを含んでいるもの、
が比較的小さな寸法の二つの人体内空洞中に埋込
みできる。例えばそのようなポンプの一つは人間
の心臓跡の空洞領域に配置でき、他方は横隔膜下
方の空間に配置することができよう。その一方の
ポンプチヤンバの圧縮サイクルは他方のポンプチ
ヤンバの膨脹サイクルに同期され、そのモーター
チヤンバは、血液が両者間を流れることができる
ようにされた柔軟性コンジツト４１により接続さ
れる。これらポンプは反対位相に作動されるので
モーターチヤンバの体積変化は実質的に等大かつ
反対であつて、その結果、作動期間中の二つのモ
ーターチヤンバの全体積の正味変化は非常に小さ
い。かくして体内外吸排の必要はまつたくない。
そのようなポンプはそれぞれの比較的高周波の作
動によつて達成される利益として、大きさが低減
されている。このような離隔されたポンプシステ
ムはポンプ間の柔軟性コンジツト４１に従属チヤ
ンバ３７を接続することにより、さらに利点が増
す。この従属チヤンバに対する接続は必要に応じ
て従属チヤンバが流体を受容し、排出することを
可能にする柔軟性コンジツトで行なわれる。この
ようにしてポンプモーターチヤンバ内に発生され
るいかなる負の正味圧力も最小限となるように制
御されて、動脈のつぶれる可能性を回避してい
る。ポンプの全体的変位が小さいため、小さな従
属チヤンバが効果的に採用できる。 本発明による調和同調された空間的に小型化さ
れたポンプシステムを使用することによつて、モ
ーターチヤンバもまた二つ以上のポンプからなる
システム内で相互接続することができ、好ましく
はこれらポンプがある位相関係の下に駆動され、
その際、チヤンバの正味体積変化を零に近くしう
る、ということは明らかであろう。また、本発明
は単一のポンプを、例えば左心室補助装置とし
て、使用することもできる。高い周波数の作動に
より一つのポンプの大きさを低減することがで
き、ピストンまたは膜の非血液側の流体変位体積
を低減させることによつて、これまでに必要とさ
れたよりも一層小さな従属チヤンバを備えたもの
を全部的に埋込むことができる。この高い周波数
の作動によつて本実施例においてポンプ及び従属
チヤンバの双方の効率を増大する。従つて請求の
範囲は本発明のそのようなすべての態様を含んで
いる。
JP60500094A 1983-12-02 1984-11-15 埋込み可能の心臓ポンプ Granted JPS61500534A (ja)

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