JPH064092B2 - 血液ポンプ - Google Patents
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- JPH064092B2 JPH064092B2 JP60062206A JP6220685A JPH064092B2 JP H064092 B2 JPH064092 B2 JP H064092B2 JP 60062206 A JP60062206 A JP 60062206A JP 6220685 A JP6220685 A JP 6220685A JP H064092 B2 JPH064092 B2 JP H064092B2
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、身体の外に置いて一時的に使用したり（例え
ば人工心肺装置の一部としての使用）または身体の内部
に植え込む一時的使用の人工心臓として使用したりのい
ずれかに適した血液ポンプに関する。
ば人工心肺装置の一部としての使用）または身体の内部
に植え込む一時的使用の人工心臓として使用したりのい
ずれかに適した血液ポンプに関する。
米国特許第3097066号明細書は、弾力性のある２個の袋
であって１個の一方向弁によって互いに結合されかつ１
つのケーシング内に入れられた２個の袋からなる心臓の
血液ポンプ、すなわち心臓ポンプについて記載しかつ図
解している。心室の袋が駆動されるプレートとケーシン
グの壁との間で定期的に圧搾されて血液をポンプ作用で
駆出する。心室の袋は駆動されるプレートに固く接合さ
れていて、該プレートが弾性的に復元可能であるように
して一方向に向けて押し進められ、駆動されて行なわれ
る拍動と拍動との間で強制的再充満のために心室の袋を
拡張させる。心房の袋は心室の袋よりも大きくなってい
て、それ故に駆出のための各拍動中に心房の袋の形が部
分的に崩れるので、ポンプ作用の駆出行程中に流入が起
こりうる。この心臓ポンプを調節するためには、駆動
（すなわち拍動）の速度を変えることが唯一の方法であ
る。
であって１個の一方向弁によって互いに結合されかつ１
つのケーシング内に入れられた２個の袋からなる心臓の
血液ポンプ、すなわち心臓ポンプについて記載しかつ図
解している。心室の袋が駆動されるプレートとケーシン
グの壁との間で定期的に圧搾されて血液をポンプ作用で
駆出する。心室の袋は駆動されるプレートに固く接合さ
れていて、該プレートが弾性的に復元可能であるように
して一方向に向けて押し進められ、駆動されて行なわれ
る拍動と拍動との間で強制的再充満のために心室の袋を
拡張させる。心房の袋は心室の袋よりも大きくなってい
て、それ故に駆出のための各拍動中に心房の袋の形が部
分的に崩れるので、ポンプ作用の駆出行程中に流入が起
こりうる。この心臓ポンプを調節するためには、駆動
（すなわち拍動）の速度を変えることが唯一の方法であ
る。
心臓手段の際一時的に使用されるように意図された、米
国特許第3656873号明細書記載の心臓ポンプもまた、２
個の袋状の可撓性のある容器であって心室として働く方
の袋の出口に１個の一方向弁を備えた容器を持ってい
る。これら可撓性容器の各々は、別個の剛容器内に装着
されていて、その可撓性容器の外側は周期的に空気圧力
を受けることができる。心室の容器は拍動する流れを与
えるように間欠的に圧縮される。
国特許第3656873号明細書記載の心臓ポンプもまた、２
個の袋状の可撓性のある容器であって心室として働く方
の袋の出口に１個の一方向弁を備えた容器を持ってい
る。これら可撓性容器の各々は、別個の剛容器内に装着
されていて、その可撓性容器の外側は周期的に空気圧力
を受けることができる。心室の容器は拍動する流れを与
えるように間欠的に圧縮される。
心房の容器は加圧または真空に曝されて血液の吸い込み
を引き起こす。流入する血液の圧力が心房容器の外側の
圧力を超える程度になるまでは、血液を吸い込む。心室
容器の外側の圧力が変更されて心室内の圧力が心房内の
圧力よりも低くなれば、血液は心房から心室へ入ること
を許されるが、この場合には前記の一方向弁は、拍動が
心室の内容積の圧力を心房の圧力以上にさせるまでは、
血液の通過を許す。この設計は明らかに、空気圧力によ
る拍動の反復頻度と圧力とを変更して調節をすることが
できるけれども、吸い込み速度を一定に設定するように
調節することはできない。何故ならば、心房の内容積が
心室の内容積とは無関係になっているからである。
を引き起こす。流入する血液の圧力が心房容器の外側の
圧力を超える程度になるまでは、血液を吸い込む。心室
容器の外側の圧力が変更されて心室内の圧力が心房内の
圧力よりも低くなれば、血液は心房から心室へ入ること
を許されるが、この場合には前記の一方向弁は、拍動が
心室の内容積の圧力を心房の圧力以上にさせるまでは、
血液の通過を許す。この設計は明らかに、空気圧力によ
る拍動の反復頻度と圧力とを変更して調節をすることが
できるけれども、吸い込み速度を一定に設定するように
調節することはできない。何故ならば、心房の内容積が
心室の内容積とは無関係になっているからである。
ソ連特許第944815号明細書（1981年）は、それぞれに球
状の形をして可撓性のある壁を備えた１個の心室かまた
は心房と心室の両方の室のいずれかからなり、１つのケ
ーシング内に納められた血液ポンプを記載し開示してい
る。その心室は、凸状に湾曲した輪形の駆動シューであ
って該心室への入口において弁板と連結されているシュ
ーを介して作動するリニアモータの電機子の運動によっ
て、定期的にかつ繰り返えして圧縮される。その帰還行
程はばねによってなされる。この装置は、その吸い込み
行程がばねによって強く影響を受けるようになってい
る。それ故、この装置は本質的には押込排除ポンプであ
って、ポンプの出力が拍動数を変えることによってのみ
変更しうるポンプである。
状の形をして可撓性のある壁を備えた１個の心室かまた
は心房と心室の両方の室のいずれかからなり、１つのケ
ーシング内に納められた血液ポンプを記載し開示してい
る。その心室は、凸状に湾曲した輪形の駆動シューであ
って該心室への入口において弁板と連結されているシュ
ーを介して作動するリニアモータの電機子の運動によっ
て、定期的にかつ繰り返えして圧縮される。その帰還行
程はばねによってなされる。この装置は、その吸い込み
行程がばねによって強く影響を受けるようになってい
る。それ故、この装置は本質的には押込排除ポンプであ
って、ポンプの出力が拍動数を変えることによってのみ
変更しうるポンプである。
本発明は、人間の心臓が通常当然であると信じられてい
るような態様で働くものではないという本発明者の発見
から生じた。このことは本発明の背景の一部をなしてい
るので、本発明をより容易に理解させるようにするため
に、ここで以下に要約した説明をする。
るような態様で働くものではないという本発明者の発見
から生じた。このことは本発明の背景の一部をなしてい
るので、本発明をより容易に理解させるようにするため
に、ここで以下に要約した説明をする。
１回の心拍動中に心臓の内容積はその度毎に１０％より
は少ない程度まででの変化をするに過ぎないという、と
りわけ超音波検査においてなされた観察と共に、流入す
る血液は感じられる程度には脈動していないが駆出され
る血液は力強く脈動しているという観察から出発して、
心臓が拍動しているときに起こることは、心筋が収縮し
て心臓弁を持つ心房の隔膜壁を心臓の頂点すなわち尖端
部の方に向けて引き下げることであると予言することが
でき、かつこのことは臨床的にも確かめることができ
た。その後で心筋が弛緩するようになると、前記心臓弁
の面は上方に向けて押し上げられるが、これは心筋の力
によるのではなく、流入する血液の動力学的力及び静力
学的力と、さらに心臓の内部及び外部の弾力的な構成部
分とに起因しているのである。従って、心臓収縮期間中
には心室の内容積は減少し心房の内容積は増加するが、
これらの内容積の合計は幾分減少して行き、かつそれ故
に心臓収縮期間には心臓の外形が縮少することになるの
で、心臓収縮期間中には流入しているのよりも多く血液
を駆出する。しかしながら、心臓収縮期間中の心房への
血液の流入はその心房の拡張によって継続されている。
心臓弛緩期間中は、大動脈及び肺動脈への弁は閉じられ
ていて、心房への血液の流入は、心臓の全体の内容積が
幾分増加して行くので、継続されている。心臓弁の面は
再充満されて行く内容積に依存して多少上方に向けて戻
され、それによって次続の心室の収縮期間での排除容積
が心臓収縮期間と心臓弛緩期間との両期間中に心臓に流
入する血液の量によって決定されるのである。これらの
発見は、心臓の隔膜の調節機能に関しての他の発見と共
に、驚くべきことであると考えられねばならず、かつこ
れらの発見はこれと関連ある科学分野の範囲内での真実
の規範の変更を引き起こすかも知れない。
は少ない程度まででの変化をするに過ぎないという、と
りわけ超音波検査においてなされた観察と共に、流入す
る血液は感じられる程度には脈動していないが駆出され
る血液は力強く脈動しているという観察から出発して、
心臓が拍動しているときに起こることは、心筋が収縮し
て心臓弁を持つ心房の隔膜壁を心臓の頂点すなわち尖端
部の方に向けて引き下げることであると予言することが
でき、かつこのことは臨床的にも確かめることができ
た。その後で心筋が弛緩するようになると、前記心臓弁
の面は上方に向けて押し上げられるが、これは心筋の力
によるのではなく、流入する血液の動力学的力及び静力
学的力と、さらに心臓の内部及び外部の弾力的な構成部
分とに起因しているのである。従って、心臓収縮期間中
には心室の内容積は減少し心房の内容積は増加するが、
これらの内容積の合計は幾分減少して行き、かつそれ故
に心臓収縮期間には心臓の外形が縮少することになるの
で、心臓収縮期間中には流入しているのよりも多く血液
を駆出する。しかしながら、心臓収縮期間中の心房への
血液の流入はその心房の拡張によって継続されている。
心臓弛緩期間中は、大動脈及び肺動脈への弁は閉じられ
ていて、心房への血液の流入は、心臓の全体の内容積が
幾分増加して行くので、継続されている。心臓弁の面は
再充満されて行く内容積に依存して多少上方に向けて戻
され、それによって次続の心室の収縮期間での排除容積
が心臓収縮期間と心臓弛緩期間との両期間中に心臓に流
入する血液の量によって決定されるのである。これらの
発見は、心臓の隔膜の調節機能に関しての他の発見と共
に、驚くべきことであると考えられねばならず、かつこ
れらの発見はこれと関連ある科学分野の範囲内での真実
の規範の変更を引き起こすかも知れない。
さらに今や、心臓弛緩期間中に心臓がどのようにして充
満されるのか、すなわちどのような力が心臓の内容積に
変化を引き起こさせるのかということを、説明すること
ができる。事実として、心筋はそれが収縮することがで
きる能力こそ持ってはいるが、収縮後には他の力の助け
によって伸張されねばならないように構成されているの
である。本発明者の発見によれば、上述の他の力とは心
臓収縮期間中に心臓内の血液に与えられる運動エネルギ
ーによって引き起こされる流体力学上の衝撃タイプの力
であって、その力は心臓収縮期間の終りと大動脈弁及び
肺動脈弁の閉鎖の終りとにおいてある圧力に変換され、
その圧力はとりわけ心臓弁の面を上方に向けて押し上げ
ることによって心室の内容積を増加させる傾向を備えて
いるのである。
満されるのか、すなわちどのような力が心臓の内容積に
変化を引き起こさせるのかということを、説明すること
ができる。事実として、心筋はそれが収縮することがで
きる能力こそ持ってはいるが、収縮後には他の力の助け
によって伸張されねばならないように構成されているの
である。本発明者の発見によれば、上述の他の力とは心
臓収縮期間中に心臓内の血液に与えられる運動エネルギ
ーによって引き起こされる流体力学上の衝撃タイプの力
であって、その力は心臓収縮期間の終りと大動脈弁及び
肺動脈弁の閉鎖の終りとにおいてある圧力に変換され、
その圧力はとりわけ心臓弁の面を上方に向けて押し上げ
ることによって心室の内容積を増加させる傾向を備えて
いるのである。
本発明の１つの目的は、上述の本発明者の発見に従っ
て、脈動する駆出流れを作る一方で実質的に一定な圧力
を持つ流入流れを作る。自己調節型の血液ポンプを提供
することである。他の目的は、充満圧力に依存して変化
する有効排除容積を持つポンプを提供することである。
もっと別の目的は、生体内の本物の心臓の機能と置き換
えたりまたそれを補助したりするのに適したポンプを提
供することである。本発明のさらにもう１つの目的は、
身体が発生する駆動力源を備えた人工心臓を提供するた
めに、例えば一定のペースで動く自己の横紋筋肉の本質
的に一定の力によって駆動されるのに適したポンプを提
供することである。
て、脈動する駆出流れを作る一方で実質的に一定な圧力
を持つ流入流れを作る。自己調節型の血液ポンプを提供
することである。他の目的は、充満圧力に依存して変化
する有効排除容積を持つポンプを提供することである。
もっと別の目的は、生体内の本物の心臓の機能と置き換
えたりまたそれを補助したりするのに適したポンプを提
供することである。本発明のさらにもう１つの目的は、
身体が発生する駆動力源を備えた人工心臓を提供するた
めに、例えば一定のペースで動く自己の横紋筋肉の本質
的に一定の力によって駆動されるのに適したポンプを提
供することである。
上記の目的を達成するために、本発明にかかる血液ポン
プは、可撓性のある壁によって輪郭が定められかつ流入
口と流出口とを備えた心房の室と、可撓性のある壁によ
って輪郭が定められかつ流入口と駆出口とを備えた心室
の室と、前記心房の室の流出口と前記心室の室の流入口
とを連通せしめている通路と、該通路内に設けられてい
て前記心房の室から前記心室の室へのみ血液を流動せし
めるようにした第１の一方向弁と、前記心室の室からの
駆出口に設けられていて、該駆出口を通って前記心室の
室からのみ血液を流動せしめるようにした第２の一方向
弁と、第１と第２の開口部を有するケーシングと、前記
心房の室の流入口を前記第１の開口部に連結しかつ前記
心室の室の駆出口を前記第２の開口部に連結して前記の
両室の輪郭を定めている可撓性のある壁が前記ケーシン
グ内で可動状態に支持されるようにする部材と、前記心
室の室の壁を定期的に動かして該室の内容積を減少させ
て該室から血液を駆出させる一方で同時に前記心房の室
の壁をも動かして該室の内容積を増加させることができ
それによって該室への流入口に血液を流入させることが
出来る駆動装置であって、前記通路を取り囲みかつ該通
路に連結されていて前記心室の室の壁と係合しうる面を
備えた駆動リングを含む駆動装置とからなる血液ポンプ
において、駆動リングの一方の面が、該駆動リングと前
記心室の室の壁間の係合部の全面において前記心室の室
の壁に係合可能であり、前記駆動リングと前記心室の室
の壁間の係合部の面積は、駆動リングの駆動行程及び帰
還行程において、駆動行程中は増加し、帰還行程中は減
少するように変化するように構成されており、前記駆動
手段は、前記駆動行程のみにおいて前記駆動リングと係
合するようにしたことを特徴とする。
プは、可撓性のある壁によって輪郭が定められかつ流入
口と流出口とを備えた心房の室と、可撓性のある壁によ
って輪郭が定められかつ流入口と駆出口とを備えた心室
の室と、前記心房の室の流出口と前記心室の室の流入口
とを連通せしめている通路と、該通路内に設けられてい
て前記心房の室から前記心室の室へのみ血液を流動せし
めるようにした第１の一方向弁と、前記心室の室からの
駆出口に設けられていて、該駆出口を通って前記心室の
室からのみ血液を流動せしめるようにした第２の一方向
弁と、第１と第２の開口部を有するケーシングと、前記
心房の室の流入口を前記第１の開口部に連結しかつ前記
心室の室の駆出口を前記第２の開口部に連結して前記の
両室の輪郭を定めている可撓性のある壁が前記ケーシン
グ内で可動状態に支持されるようにする部材と、前記心
室の室の壁を定期的に動かして該室の内容積を減少させ
て該室から血液を駆出させる一方で同時に前記心房の室
の壁をも動かして該室の内容積を増加させることができ
それによって該室への流入口に血液を流入させることが
出来る駆動装置であって、前記通路を取り囲みかつ該通
路に連結されていて前記心室の室の壁と係合しうる面を
備えた駆動リングを含む駆動装置とからなる血液ポンプ
において、駆動リングの一方の面が、該駆動リングと前
記心室の室の壁間の係合部の全面において前記心室の室
の壁に係合可能であり、前記駆動リングと前記心室の室
の壁間の係合部の面積は、駆動リングの駆動行程及び帰
還行程において、駆動行程中は増加し、帰還行程中は減
少するように変化するように構成されており、前記駆動
手段は、前記駆動行程のみにおいて前記駆動リングと係
合するようにしたことを特徴とする。
本発明の好ましい実施態様は、下記の特徴を個別的にか
または組合わせて包含している。
または組合わせて包含している。
１．駆動装置はポンプの駆動行程中のみ駆動リングと係
合し、ポンプの帰還行程中は駆動リングから離れて該装
置が引っ込められた位置すなわち引込位置へと移動する
こと、 ２．ケーシングは密封されかつ前記の両室の外側にはガ
スが入れられていて、そのガスの圧力がそれらの両室の
ある特定の瞬間に存在する全合計内容積の変化の関数と
して変化し、それによって帰還行程中の血液の流入流れ
に影響を与えること。圧力制御弁がケーシング内のガス
の圧力を制御すること。
合し、ポンプの帰還行程中は駆動リングから離れて該装
置が引っ込められた位置すなわち引込位置へと移動する
こと、 ２．ケーシングは密封されかつ前記の両室の外側にはガ
スが入れられていて、そのガスの圧力がそれらの両室の
ある特定の瞬間に存在する全合計内容積の変化の関数と
して変化し、それによって帰還行程中の血液の流入流れ
に影響を与えること。圧力制御弁がケーシング内のガス
の圧力を制御すること。
３．ケーシングと駆動装置の全構成部品とが囲壁空間内
に収納され、かつケーシングの内部が圧力制御弁を介し
て該囲壁空間と連通していること。
に収納され、かつケーシングの内部が圧力制御弁を介し
て該囲壁空間と連通していること。
４．心房の室、心室の室及び通路が、可撓性ではあるが
本質的には非伸張性の材料からなる、上下続きのホース
状部材の各一部分づつを構成しているものであること。
本質的には非伸張性の材料からなる、上下続きのホース
状部材の各一部分づつを構成しているものであること。
５．心房の室への流入口と心室の室からの駆出口とは、
ケーシングのほぼ対向する両端にありかつまた前記両室
のそれぞれと連接している通路に関してほぼ対向して存
在すること。
ケーシングのほぼ対向する両端にありかつまた前記両室
のそれぞれと連接している通路に関してほぼ対向して存
在すること。
６．これら両室と通路とは、心房の室への流入口と心室
の室からの駆出口とを結ぶ直線に基づいて定められるそ
れらの対称軸のまわりで実質的に回転対称性を有するも
のであること。同様に、ケーシングと駆動リングも前記
両室と通路との対称軸と一致する対称軸のまわりで実質
的に回転対称性を有するものであること。
の室からの駆出口とを結ぶ直線に基づいて定められるそ
れらの対称軸のまわりで実質的に回転対称性を有するも
のであること。同様に、ケーシングと駆動リングも前記
両室と通路との対称軸と一致する対称軸のまわりで実質
的に回転対称性を有するものであること。
７．前記両室の各々の壁の各一部分づつが、ポンプの各
作動サイクルの各一部分づつの間に、駆動リングの面と
ケーシングの内側壁面との間で該面に係合しうるように
なっていて、それぞれの室の壁と係合することができる
前記の面が皿鉢形状をなしかつ相互に補捉し合う形状の
ものであること、好ましくは、前記両室の一方と係合す
る方の駆動リングの面が凸状であり、両室の他方と係合
する方の駆動リングの面が凹状であるとよい。心室の室
と係合する駆動リングの面の面積が、ポンプの帰還行程
の実質的な部分の間は心房の室と係合する駆動リングの
面の面積よりも実質的に大きくてそれによって駆動行程
と駆動行程との間にポンプに吸い込まれる血液の内容積
が帰還行程の間に両室に入る血液の動力学的力及び静力
学的力の相関的要素であること。
作動サイクルの各一部分づつの間に、駆動リングの面と
ケーシングの内側壁面との間で該面に係合しうるように
なっていて、それぞれの室の壁と係合することができる
前記の面が皿鉢形状をなしかつ相互に補捉し合う形状の
ものであること、好ましくは、前記両室の一方と係合す
る方の駆動リングの面が凸状であり、両室の他方と係合
する方の駆動リングの面が凹状であるとよい。心室の室
と係合する駆動リングの面の面積が、ポンプの帰還行程
の実質的な部分の間は心房の室と係合する駆動リングの
面の面積よりも実質的に大きくてそれによって駆動行程
と駆動行程との間にポンプに吸い込まれる血液の内容積
が帰還行程の間に両室に入る血液の動力学的力及び静力
学的力の相関的要素であること。
上述のとおり、両室を形成する壁は可撓性であるのみな
らず実質的に非伸張性であるように、例えば補強プラス
チックを用いて、作ることが望ましい。また、それらの
室は、血液凝固現象を避けるために内面を平滑にしなけ
ればならず、かつ勿論抗血栓性を備えた材料、例えばシ
リコンゴムまたはポリウレタンで作られていなければな
らない。
らず実質的に非伸張性であるように、例えば補強プラス
チックを用いて、作ることが望ましい。また、それらの
室は、血液凝固現象を避けるために内面を平滑にしなけ
ればならず、かつ勿論抗血栓性を備えた材料、例えばシ
リコンゴムまたはポリウレタンで作られていなければな
らない。
解剖組織上の心臓は複式ポンプであるのに対して、本発
明は単式ポンプである。しかしながら多くの場合、本質
的には協同して働く２個の異なるポンプを備えた閉鎖ル
ープからなる血液循環系内へ、単式ポンプだけを挿入す
ることも可能である。勿論、肺動脈を通って肺から肺静
脈へと進む血液循環系のループは、大動脈を通って身体
の血管から静脈系へと進む主血液循環系と比較して、比
較的低い圧力降下を持つ。
明は単式ポンプである。しかしながら多くの場合、本質
的には協同して働く２個の異なるポンプを備えた閉鎖ル
ープからなる血液循環系内へ、単式ポンプだけを挿入す
ることも可能である。勿論、肺動脈を通って肺から肺静
脈へと進む血液循環系のループは、大動脈を通って身体
の血管から静脈系へと進む主血液循環系と比較して、比
較的低い圧力降下を持つ。
とりわけ、身体の中に心臓を残しておい本発明によるポ
ンプを植え込むことの可能性が提供され、その場合には
ポンプの流入管を左心室内に挿入しかつポンプの駆出管
を大動脈に連結する。この様にすることで、心臓の負担
を軽減することができ、かつ不十分な心臓の治療期間の
経過後には、後から人工心臓を除去することができる。
肺での低い圧力降下の故に、例え不十分な心臓であって
も、血液循環系の肺を通る方の系統へのポンプ作用によ
る駆出は遂行しうるのである。
ンプを植え込むことの可能性が提供され、その場合には
ポンプの流入管を左心室内に挿入しかつポンプの駆出管
を大動脈に連結する。この様にすることで、心臓の負担
を軽減することができ、かつ不十分な心臓の治療期間の
経過後には、後から人工心臓を除去することができる。
肺での低い圧力降下の故に、例え不十分な心臓であって
も、血液循環系の肺を通る方の系統へのポンプ作用によ
る駆出は遂行しうるのである。
此の場合、人工心臓は腹腔内に適切に植え込むようにさ
れかつ再充電可能の著電池から電力を供給されるリニア
モータまたは回転モータによって駆動される。そしてこ
の著電池は、患者の睡眠中に、皮膚にくい込んでいる電
極を通じてかまたは植え込まれた受電コイルへ変圧器形
式での作用を与えることによって、充電することができ
る。
れかつ再充電可能の著電池から電力を供給されるリニア
モータまたは回転モータによって駆動される。そしてこ
の著電池は、患者の睡眠中に、皮膚にくい込んでいる電
極を通じてかまたは植え込まれた受電コイルへ変圧器形
式での作用を与えることによって、充電することができ
る。
本発明によれば、ポンプによる排除容積の自己調節のた
めに、左心系と右心系の両方の機能を遂行するための複
式ポンプ作用を行う装置をも製造することができる。上
述したような、並列に駆動されるかまたは別個に駆動さ
れるかする２個のポンプ装置は、両方のポンプに関して
単位時間当りのポンプ作用で駆出される量が等しいとい
うことが本質的な要件であるような目的に対して使用さ
れる。
めに、左心系と右心系の両方の機能を遂行するための複
式ポンプ作用を行う装置をも製造することができる。上
述したような、並列に駆動されるかまたは別個に駆動さ
れるかする２個のポンプ装置は、両方のポンプに関して
単位時間当りのポンプ作用で駆出される量が等しいとい
うことが本質的な要件であるような目的に対して使用さ
れる。
上述したようなタイプの２個のポンプが、調和一致して
作動することができるかまたは不調和不一致で作動する
ことができるかして、かつ同一の原動機を持つか別個の
原動機を持つかして、使用される場合には、両ポンプの
連結は流れを介して達成される。２個のポンプによる２
つの排除容積の自己調節機能（それは充満圧力の関数で
ある）は、静脈系及び肺循環系における血液の蓄積を避
けるためには、２個の装置の充満圧力を予め設定された
値から感知できる程に逸脱させてはならないという要件
を満たすものである。血液循環系ループの流動抵抗は、
ポンプの作動行程中にいかに多くの効果が発揮されるか
に影響を及ぼす。
作動することができるかまたは不調和不一致で作動する
ことができるかして、かつ同一の原動機を持つか別個の
原動機を持つかして、使用される場合には、両ポンプの
連結は流れを介して達成される。２個のポンプによる２
つの排除容積の自己調節機能（それは充満圧力の関数で
ある）は、静脈系及び肺循環系における血液の蓄積を避
けるためには、２個の装置の充満圧力を予め設定された
値から感知できる程に逸脱させてはならないという要件
を満たすものである。血液循環系ループの流動抵抗は、
ポンプの作動行程中にいかに多くの効果が発揮されるか
に影響を及ぼす。
本発明の一層の理解のために、添付図面に関連して以下
に、典型的な実施態様とこの実施態様の変形であるいわ
ゆる第２及び第３の実施態様とについて、記述する。
に、典型的な実施態様とこの実施態様の変形であるいわ
ゆる第２及び第３の実施態様とについて、記述する。
第１図ないし第３図に示された実施態様は、現在発明者
が知つている最良の形態のもので、実際に作られテスト
された実験用としての標準型である。この標準型は、可
撓性ではあるが実質的に非伸張性である材料から作ら
れ、かつ部分1aと1bとからなるケーシング１内に装着さ
れたホース状部材６に、基礎を置いている。部材６の全
体的形状は、第１図で最もよく理解されるように、より
小さい球状部6aとより大きい球状部6vでその各々が通常
ではベル状の形をしている部分を持つ管であり、下記の
方法で製造される。最初にパラフイン製の成形型を旋盤
上で回転して製作し、次いで熱を加えて仕上げる。その
成形型にエラストマー（この装置の場合にはシリコンゴ
ム）が内部に補強材料（この実験装置の場合にはガーゼ
の帯布）を埋め込みながら数層にわたって被覆されて固
められ、次いで成形型を融かして製造される。
が知つている最良の形態のもので、実際に作られテスト
された実験用としての標準型である。この標準型は、可
撓性ではあるが実質的に非伸張性である材料から作ら
れ、かつ部分1aと1bとからなるケーシング１内に装着さ
れたホース状部材６に、基礎を置いている。部材６の全
体的形状は、第１図で最もよく理解されるように、より
小さい球状部6aとより大きい球状部6vでその各々が通常
ではベル状の形をしている部分を持つ管であり、下記の
方法で製造される。最初にパラフイン製の成形型を旋盤
上で回転して製作し、次いで熱を加えて仕上げる。その
成形型にエラストマー（この装置の場合にはシリコンゴ
ム）が内部に補強材料（この実験装置の場合にはガーゼ
の帯布）を埋め込みながら数層にわたって被覆されて固
められ、次いで成形型を融かして製造される。
球状部6a,6vの間の収縮部９には、皿鉢状の剛駆動リン
グ１０が装着されている（この駆動リングは重量を軽く
するために、一緒に固定されてホース状部材に取付けら
れる２個の薄いシート状の金属製皿鉢から構成されてい
る）。駆動リングは心臓弁4,5と共にケーシング１内に
装着される。この装着の場合には、心臓弁はすでに知ら
れた弁、いわゆるボジョルク・シリー（Bjork-Shiley）
弁とされた。他の弁、例えばサント・ジュド（Sant-Jud
e）による弁も使用することができる。
グ１０が装着されている（この駆動リングは重量を軽く
するために、一緒に固定されてホース状部材に取付けら
れる２個の薄いシート状の金属製皿鉢から構成されてい
る）。駆動リングは心臓弁4,5と共にケーシング１内に
装着される。この装着の場合には、心臓弁はすでに知ら
れた弁、いわゆるボジョルク・シリー（Bjork-Shiley）
弁とされた。他の弁、例えばサント・ジュド（Sant-Jud
e）による弁も使用することができる。
図面から明らかなように、ホース部材６は組立体の他の
部分と３箇所で、すなわち収縮部９内の弁５においてま
たケーシング１の開口部7,8において、固定されてい
る。ケーシングの開口部７では、外側に溝を備えたリン
グ２０がホース部材６の中に挿入され、かつ弾性ｏリン
グ２１がその外側に配置されている。ケーシング１にね
じ３１によって固定された保持リング30が、ｏリング２
１とリング２０とを正しい場所に締着している。弁4,5
は、それら弁の本来の機能に加えて、ホース部材６を駆
動リング１０とケーシングの開口部８とにそれぞれ固定
するのを助けている。それぞれの弁は弾性ｏリングを受
け入れる外周辺溝を備え、ホース部材がそのｏリングに
よって該弁に締着される。駆動リング１０のプレート
は、弁５の周りのｏリング１３にしっかりと固定され、
かつねじ３２によって一緒に保持されている。弁４のｏ
リング14は、ねじ３４によってケーシングに固定された
保持リング３３によって、ケーシングの開口部８にしっ
かりと固定されている。
部分と３箇所で、すなわち収縮部９内の弁５においてま
たケーシング１の開口部7,8において、固定されてい
る。ケーシングの開口部７では、外側に溝を備えたリン
グ２０がホース部材６の中に挿入され、かつ弾性ｏリン
グ２１がその外側に配置されている。ケーシング１にね
じ３１によって固定された保持リング30が、ｏリング２
１とリング２０とを正しい場所に締着している。弁4,5
は、それら弁の本来の機能に加えて、ホース部材６を駆
動リング１０とケーシングの開口部８とにそれぞれ固定
するのを助けている。それぞれの弁は弾性ｏリングを受
け入れる外周辺溝を備え、ホース部材がそのｏリングに
よって該弁に締着される。駆動リング１０のプレート
は、弁５の周りのｏリング１３にしっかりと固定され、
かつねじ３２によって一緒に保持されている。弁４のｏ
リング14は、ねじ３４によってケーシングに固定された
保持リング３３によって、ケーシングの開口部８にしっ
かりと固定されている。
第１図には、装置全体が装備された状態で示されてい
る。駆動リング１０は剛ケーシング１内で自由に上下に
動くが、ケーシングはその内面に溝が設けられているの
で、駆動リング１０の両側に存在するケーシング内の区
画の間を空気が自由に流通できる。
る。駆動リング１０は剛ケーシング１内で自由に上下に
動くが、ケーシングはその内面に溝が設けられているの
で、駆動リング１０の両側に存在するケーシング内の区
画の間を空気が自由に流通できる。
ホース部材６のより小さい方の球状部6aは符号Ａが付さ
れた）心房の室を画定し、より大きい方の球状部6vは
（符号ｖが付された）心室の室を画定している。心房の
室Ａへの流入用開口部は開口部７においてケーシング１
に連結されている。
れた）心房の室を画定し、より大きい方の球状部6vは
（符号ｖが付された）心室の室を画定している。心房の
室Ａへの流入用開口部は開口部７においてケーシング１
に連結されている。
２つの球状部6aと6vの間の収縮部９は、血液が一方向弁
５を通って心房の室Ａから心室の室Ｖに向けてのみ流入
しうる通路となっている。一方向弁４を内部に備えた開
口部８は心臓ポンプからの駆出口であって、該駆出口を
通って血液が加圧状態の下で拍動の度毎に駆出される。
５を通って心房の室Ａから心室の室Ｖに向けてのみ流入
しうる通路となっている。一方向弁４を内部に備えた開
口部８は心臓ポンプからの駆出口であって、該駆出口を
通って血液が加圧状態の下で拍動の度毎に駆出される。
各作動サイクル中でのある段階における心臓ポンプの心
房の室と心室とのそれぞれの内容積は、ケーシングの
上、下の壁26,25と駆動リング１０の上、下の面27,28と
の間で球状部6a及び6vの輪郭が定められるようになって
いる。球状部6a,6vの前記壁及び面との係合状態によっ
て、制御される。特に、ケーシングの面２５は凹面（例
えば一般には円錐面）であるのに対して、駆動リングの
面２８は凸面である。同様に球状部6aは、心臓ポンプの
各サイクルのある部分の間では、ケーシングの凸面２６
と駆動リングの凹面２７との間で該面と係合する。すな
わち、各球状部はケーシングと駆動リングとの相互に補
足し合う一般に皿鉢形状の面の間で該面と係合する。駆
動リングの両面が共に凸面であるようにすることもでき
るが、この場合には、球状部6aと係合するケーシング面
は凹面とする。しかしこれは好ましくない。何故なら
ば、室ＡとＢとの間の通路９が長くなって望ましくない
圧力損失を持ち込むことになるからである。
房の室と心室とのそれぞれの内容積は、ケーシングの
上、下の壁26,25と駆動リング１０の上、下の面27,28と
の間で球状部6a及び6vの輪郭が定められるようになって
いる。球状部6a,6vの前記壁及び面との係合状態によっ
て、制御される。特に、ケーシングの面２５は凹面（例
えば一般には円錐面）であるのに対して、駆動リングの
面２８は凸面である。同様に球状部6aは、心臓ポンプの
各サイクルのある部分の間では、ケーシングの凸面２６
と駆動リングの凹面２７との間で該面と係合する。すな
わち、各球状部はケーシングと駆動リングとの相互に補
足し合う一般に皿鉢形状の面の間で該面と係合する。駆
動リングの両面が共に凸面であるようにすることもでき
るが、この場合には、球状部6aと係合するケーシング面
は凹面とする。しかしこれは好ましくない。何故なら
ば、室ＡとＢとの間の通路９が長くなって望ましくない
圧力損失を持ち込むことになるからである。
ホース状部材６とケーシングと駆動リングとを非対称に
することも可能ではあるが好ましくない。他方、ホース
部材６の流入口と駆出口の部分を、傾斜した角度で配置
するか、または流入開口部７と駆出開口部８とを結ぶ線
（仮想線）に直角の角度で配置することは、完全に可能
である。第４図には、流入口３９と駆出口４０とを持つ
上述したようなホース部材３８が示されている。此の場
合にはケーシングの下部は、第２図におけるケーシング
の下部1bに比較すると、その形状が異なっていなければ
ならない。この形式のホース部材では、駆動装置を部分
４１の平らな部分４２に隣接するように配置することが
有利である。
することも可能ではあるが好ましくない。他方、ホース
部材６の流入口と駆出口の部分を、傾斜した角度で配置
するか、または流入開口部７と駆出開口部８とを結ぶ線
（仮想線）に直角の角度で配置することは、完全に可能
である。第４図には、流入口３９と駆出口４０とを持つ
上述したようなホース部材３８が示されている。此の場
合にはケーシングの下部は、第２図におけるケーシング
の下部1bに比較すると、その形状が異なっていなければ
ならない。この形式のホース部材では、駆動装置を部分
４１の平らな部分４２に隣接するように配置することが
有利である。
完全なポンプ作動サイクル期間中において、ケーシング
１の上、下の壁26,25及び駆動リング１０の上、下の面2
7,28と恒久的に係合せしめられたままでいる、可撓性ホ
ース部材の部分のうちの全部かまたはある部分だけを取
り除くこともできる。ケーシング下壁２５と恒久的に係
合している可撓性部材６の部分と、駆動リング１０の下
面２８と恒久的に係合している可撓性部材６の部分とを
取り除くのは好ましいことである。このことに応じて改
造された第２の実施態様が第５図に描かれている。第５
図に示されているように、可撓性ホース部材の取除かれ
ずに残された部分の端部は、多数の同心的に配置された
ねじ46,47を備えた同心の取付け具44,45によって面27,2
5に担持され、かつｏリング14,13,21の作用によって前
記端部を締め付けるようにして弁4,5及びリング２０の
それぞれの外周辺溝に担持されている。それ故可撓性ホ
ース部材の取除かれた部分は、面25,27の一部分で置換
えられたことになる。これらの新たな面は、非トロンボ
ゲン（mon-thrombogenic）材料を使って作らなければな
らないかまたは、それらの面を非トロボゲンにするため
に改造されなければならない。これらの第２の実施態様
は、ホース部材の可撓性部材を製造することに関して有
利である。
１の上、下の壁26,25及び駆動リング１０の上、下の面2
7,28と恒久的に係合せしめられたままでいる、可撓性ホ
ース部材の部分のうちの全部かまたはある部分だけを取
り除くこともできる。ケーシング下壁２５と恒久的に係
合している可撓性部材６の部分と、駆動リング１０の下
面２８と恒久的に係合している可撓性部材６の部分とを
取り除くのは好ましいことである。このことに応じて改
造された第２の実施態様が第５図に描かれている。第５
図に示されているように、可撓性ホース部材の取除かれ
ずに残された部分の端部は、多数の同心的に配置された
ねじ46,47を備えた同心の取付け具44,45によって面27,2
5に担持され、かつｏリング14,13,21の作用によって前
記端部を締め付けるようにして弁4,5及びリング２０の
それぞれの外周辺溝に担持されている。それ故可撓性ホ
ース部材の取除かれた部分は、面25,27の一部分で置換
えられたことになる。これらの新たな面は、非トロンボ
ゲン（mon-thrombogenic）材料を使って作らなければな
らないかまたは、それらの面を非トロボゲンにするため
に改造されなければならない。これらの第２の実施態様
は、ホース部材の可撓性部材を製造することに関して有
利である。
心臓ポンプは、第１図に略図で表現されているように、
電気式や空圧式の駆動装置１７の種種のもののいずれに
よっても駆動することができる。この実施態様において
は、一対の正反応の位置に対向して置かれた押し棒12a
であって、ケーシングの頂部壁の開口部を貫通してケー
シングから突出しかつケーシングが密封されるように適
切な滑走部用シール部材（図示せず）によってシールさ
れている押し棒12aによって移動させられる押しリング1
2bにより、駆動リング１０に対して一方向だけに向けて
の駆動力が加えられる。この押し棒は、空気圧式原動機
または電動機によって適切なリンク装置を介して作動せ
しめられる。実験用の心臓ポンプの場合には、原動機は
作り付けの帰還ばねを備えた空気圧シリンダである。該
シリンダに供給される圧縮空気により発生される駆動パ
ルスがリンク装置を介して加えられて、ポンプの各サイ
クルの駆動行程において押しリング12bを駆動リング１
０と係合させるように押し下げる。駆動工程が終ると、
押し棒と押しリングとは駆動リングから離れて、空気圧
シリンダの帰還ばねによってケーシングの頂部の方に向
けて引っ込められる。
電気式や空圧式の駆動装置１７の種種のもののいずれに
よっても駆動することができる。この実施態様において
は、一対の正反応の位置に対向して置かれた押し棒12a
であって、ケーシングの頂部壁の開口部を貫通してケー
シングから突出しかつケーシングが密封されるように適
切な滑走部用シール部材（図示せず）によってシールさ
れている押し棒12aによって移動させられる押しリング1
2bにより、駆動リング１０に対して一方向だけに向けて
の駆動力が加えられる。この押し棒は、空気圧式原動機
または電動機によって適切なリンク装置を介して作動せ
しめられる。実験用の心臓ポンプの場合には、原動機は
作り付けの帰還ばねを備えた空気圧シリンダである。該
シリンダに供給される圧縮空気により発生される駆動パ
ルスがリンク装置を介して加えられて、ポンプの各サイ
クルの駆動行程において押しリング12bを駆動リング１
０と係合させるように押し下げる。駆動工程が終ると、
押し棒と押しリングとは駆動リングから離れて、空気圧
シリンダの帰還ばねによってケーシングの頂部の方に向
けて引っ込められる。
押しリングと駆動リングとの各下降行程の間は、心室の
室の内容積が縮少されそれによって心室の室内の血液の
圧力は増大されて、弁５が閉鎖されかつ駆出弁４が開放
されるので、血液は心室の室からポンプ作用で駆出され
る。一方では、心臓ポンプの駆動工程すなわち心臓収縮
期間の間には、血液が心房の室の中へ流入し続けている
ので、心房の室Ａの内容積は増大してくる。この下降行
程が終ると押しリング12bが引っ込められるので、最早
心室の室への押圧力が加えられなくなる。それにも拘ら
ず、血液は駆出開口部８を通って心室の室から駆出され
続ける。これは駆動リングの下降行程期間中に血液に付
与された運動量に起因する。心室の室Ｖの中の圧力が降
下すると弁５が開き、血液は心房の室から心室の室へと
流入し始める。駆出弁４を通る駆出流れを維持している
運動量が低下すると、弁４が閉鎖される。流入してくる
血液の圧力は、その際に心房の室から心室の室へと弁５
を通過してくる血液の運動量と一緒になって、駆動リン
グ１０の下面２８に対しての心室の室の球状部6vによっ
て加えられる有効上向き力を作り出す。これは、球状部
6vと駆動リングの下面との間の係合面積（この面積は駆
動リング１０の運動に関する方向軸に垂直な仮想平面へ
の投影によって規準化される）が、球状部6aと駆動リン
グの上面２７との間の係合面積（この面積は上記と同様
にして規準化される）よりも大きいからである。それ故
駆動リングは上方に向けて持ち上げられて、流入してく
る血液の若干が心室の室の中へ流入してくるが、その内
容積は駆動リングの上昇につれて増大して行く。心臓ポ
ンプの帰還行程での心室の室の充満される程度と、従っ
てそれ故にまた心臓ポンプの出力とは、流入してくる血
液の圧力に依存することになる。
室の内容積が縮少されそれによって心室の室内の血液の
圧力は増大されて、弁５が閉鎖されかつ駆出弁４が開放
されるので、血液は心室の室からポンプ作用で駆出され
る。一方では、心臓ポンプの駆動工程すなわち心臓収縮
期間の間には、血液が心房の室の中へ流入し続けている
ので、心房の室Ａの内容積は増大してくる。この下降行
程が終ると押しリング12bが引っ込められるので、最早
心室の室への押圧力が加えられなくなる。それにも拘ら
ず、血液は駆出開口部８を通って心室の室から駆出され
続ける。これは駆動リングの下降行程期間中に血液に付
与された運動量に起因する。心室の室Ｖの中の圧力が降
下すると弁５が開き、血液は心房の室から心室の室へと
流入し始める。駆出弁４を通る駆出流れを維持している
運動量が低下すると、弁４が閉鎖される。流入してくる
血液の圧力は、その際に心房の室から心室の室へと弁５
を通過してくる血液の運動量と一緒になって、駆動リン
グ１０の下面２８に対しての心室の室の球状部6vによっ
て加えられる有効上向き力を作り出す。これは、球状部
6vと駆動リングの下面との間の係合面積（この面積は駆
動リング１０の運動に関する方向軸に垂直な仮想平面へ
の投影によって規準化される）が、球状部6aと駆動リン
グの上面２７との間の係合面積（この面積は上記と同様
にして規準化される）よりも大きいからである。それ故
駆動リングは上方に向けて持ち上げられて、流入してく
る血液の若干が心室の室の中へ流入してくるが、その内
容積は駆動リングの上昇につれて増大して行く。心臓ポ
ンプの帰還行程での心室の室の充満される程度と、従っ
てそれ故にまた心臓ポンプの出力とは、流入してくる血
液の圧力に依存することになる。
流入してくる血液の圧力に応じて出力を自己調節するた
めには、本発明の能力に関する１つの条件が存在する。
その条件とは、心臓ポンプの両室がそれらの最大内容積
に到達する以前に各駆動行程を開始させるということで
ある。最大内容積になってしまった後では、最早血液は
心臓ポンプ内へ流入し得ずかつ流入してくる血液の圧力
は上昇して、高血圧の状態が達成されることになる。従
って、心臓ポンプのための駆動装置１７の駆動パルスの
反復頻度は、該ポンプの両室が駆動行程と駆動行程との
間にそれらの室の最大内容積には到達しないということ
を保証するように確立されている。しかしながら、駆動
装置の所定の反復頻度は流入圧力と駆出流量の範囲に関
しての心臓ポンプの自己調節機能には適応することがで
きる。
めには、本発明の能力に関する１つの条件が存在する。
その条件とは、心臓ポンプの両室がそれらの最大内容積
に到達する以前に各駆動行程を開始させるということで
ある。最大内容積になってしまった後では、最早血液は
心臓ポンプ内へ流入し得ずかつ流入してくる血液の圧力
は上昇して、高血圧の状態が達成されることになる。従
って、心臓ポンプのための駆動装置１７の駆動パルスの
反復頻度は、該ポンプの両室が駆動行程と駆動行程との
間にそれらの室の最大内容積には到達しないということ
を保証するように確立されている。しかしながら、駆動
装置の所定の反復頻度は流入圧力と駆出流量の範囲に関
しての心臓ポンプの自己調節機能には適応することがで
きる。
心臓ポンプの両室が該ポンプの各作動サイクル中に充満
される程度はまた、ケーシング内であって該ポンプの両
室の外側にあるガスの圧力によっても影響される。心臓
ポンプの各駆動行程期間中には、上記のガスが占める内
容積は増大し、それに応じてそのガス圧力は低下する。
心臓ポンプの両室の外側のガス圧力のこの低下は、流入
してくる血液とその血液の流入を妨害しようとする前記
外側ガス圧力との間の有効圧力差を増大させる。心臓ポ
ンプの帰還行程期間中は、該ポンプの両室の合計内容積
は増加し、前記のケーシング内のガスの内容積は減少
し、それに応じて該ケーシング内のガスの圧力が増大す
る。このガス圧力が流入してくる血液の圧力に接近して
くるのにつれて、心臓ポンプの両室を充満しつつある血
液の流量は減少してくる。それ故に、前記ケーシング内
のガスに起こる圧力の変化が各サイクルを通じて心臓ポ
ンプの充満に関しての調節効果を有しているものである
ことは明らかである。ケーシング内において加わるガス
圧力は、一つには、作動サイクル中における何等かの所
定の時点でのケーシング内においてガスが占める内容積
と心臓ポンプの排除容積との間の関係によって決定さ
れ、それは心臓ポンプに関する幾何学的な設計の問題で
ある。ケーシング内のガスの量は２個の一方向弁のセッ
トからなる圧力制御弁によって調節することができ、そ
の結果ケーシング内のガス圧力に関してその上限と下限
とを与えている。
される程度はまた、ケーシング内であって該ポンプの両
室の外側にあるガスの圧力によっても影響される。心臓
ポンプの各駆動行程期間中には、上記のガスが占める内
容積は増大し、それに応じてそのガス圧力は低下する。
心臓ポンプの両室の外側のガス圧力のこの低下は、流入
してくる血液とその血液の流入を妨害しようとする前記
外側ガス圧力との間の有効圧力差を増大させる。心臓ポ
ンプの帰還行程期間中は、該ポンプの両室の合計内容積
は増加し、前記のケーシング内のガスの内容積は減少
し、それに応じて該ケーシング内のガスの圧力が増大す
る。このガス圧力が流入してくる血液の圧力に接近して
くるのにつれて、心臓ポンプの両室を充満しつつある血
液の流量は減少してくる。それ故に、前記ケーシング内
のガスに起こる圧力の変化が各サイクルを通じて心臓ポ
ンプの充満に関しての調節効果を有しているものである
ことは明らかである。ケーシング内において加わるガス
圧力は、一つには、作動サイクル中における何等かの所
定の時点でのケーシング内においてガスが占める内容積
と心臓ポンプの排除容積との間の関係によって決定さ
れ、それは心臓ポンプに関する幾何学的な設計の問題で
ある。ケーシング内のガスの量は２個の一方向弁のセッ
トからなる圧力制御弁によって調節することができ、そ
の結果ケーシング内のガス圧力に関してその上限と下限
とを与えている。
図面の第３Ａ図ないし第３Ｄ図は、作動サイクル中の４
つの段階における実施態様を略図的に示したものであ
る。第３Ａ図は駆動行程の終り、すなわち押しリング12
bが矢印Ｄで表わされているような、駆動リング１０に
加える一方向だけに向けられた駆動力を受けている、該
押しリングの下降行程の終りの時点での、心臓ポンプを
示している。この押しリングの下降行程期間中では、駆
動リング１０が心室の室ｖを圧縮し、それによって血液
に圧力を加えて、血液を心室の室から駆出開口部８を通
して開放された一方向弁４を通過させて、ポンプ作用で
駆出させる。駆動行程中に心室の室の中の血液に加えら
れる圧力が弁５を閉鎖状態に保持する。駆動リング１０
の下降行程は、心房の室Ａの幾何学的形状を該室の内容
積が増加し得るように変え、それによって下降行程中に
も流入口７を通って血液を流入させる。室Ａとｖとの合
計の内容積は駆動リングの下降行程（すなわちポンプの
駆動行程）中には縮少され、それによってケーシング１
の内部のガスの内容積を増加させ、これはケーシング内
のガス圧力の低下を生ずる結果となる。
つの段階における実施態様を略図的に示したものであ
る。第３Ａ図は駆動行程の終り、すなわち押しリング12
bが矢印Ｄで表わされているような、駆動リング１０に
加える一方向だけに向けられた駆動力を受けている、該
押しリングの下降行程の終りの時点での、心臓ポンプを
示している。この押しリングの下降行程期間中では、駆
動リング１０が心室の室ｖを圧縮し、それによって血液
に圧力を加えて、血液を心室の室から駆出開口部８を通
して開放された一方向弁４を通過させて、ポンプ作用で
駆出させる。駆動行程中に心室の室の中の血液に加えら
れる圧力が弁５を閉鎖状態に保持する。駆動リング１０
の下降行程は、心房の室Ａの幾何学的形状を該室の内容
積が増加し得るように変え、それによって下降行程中に
も流入口７を通って血液を流入させる。室Ａとｖとの合
計の内容積は駆動リングの下降行程（すなわちポンプの
駆動行程）中には縮少され、それによってケーシング１
の内部のガスの内容積を増加させ、これはケーシング内
のガス圧力の低下を生ずる結果となる。
第３Ｂ図に言及すると、駆動装置が駆動行程の終りにお
いて押しリング12bを引っ込めている。押しリングの引
込みの後短時間の間は、駆出口８を通って流れている血
液の運動量が弁４を開放したままに保持していて、付加
的な駆出流れが生ずる。しかしながら、心室の室内の静
流体圧力は急激に低下して弁４が閉鎖され、また心房の
室に入ってくる血液の動流体圧力と静流体圧力との両方
の圧力に起因して弁５が開放される。従って圧力に起因
する力が駆動リング１０の下面２８に対して心室の室の
球状部6vの可撓性の壁に沿って加えられる（勿論、同様
の圧力による力は心室の室の全面にわたり加えられてい
る）。圧力に起因する力ではあるが上述の力よりも小さ
い大きさを持つ力が駆動リング１０の上面２７に対して
心房の室の球状部6aの壁に沿って加えられるが、前記両
球状部と該両球状部に沿って係合している駆動リングの
上、下面との幾何学的関係のために、駆動行程と駆動行
程との間の期間の一部分の期間中に、駆動リングに加え
られる圧力に起因する有効上向き力が存在することにな
り、その力が駆動リングを上昇させる。
いて押しリング12bを引っ込めている。押しリングの引
込みの後短時間の間は、駆出口８を通って流れている血
液の運動量が弁４を開放したままに保持していて、付加
的な駆出流れが生ずる。しかしながら、心室の室内の静
流体圧力は急激に低下して弁４が閉鎖され、また心房の
室に入ってくる血液の動流体圧力と静流体圧力との両方
の圧力に起因して弁５が開放される。従って圧力に起因
する力が駆動リング１０の下面２８に対して心室の室の
球状部6vの可撓性の壁に沿って加えられる（勿論、同様
の圧力による力は心室の室の全面にわたり加えられてい
る）。圧力に起因する力ではあるが上述の力よりも小さ
い大きさを持つ力が駆動リング１０の上面２７に対して
心房の室の球状部6aの壁に沿って加えられるが、前記両
球状部と該両球状部に沿って係合している駆動リングの
上、下面との幾何学的関係のために、駆動行程と駆動行
程との間の期間の一部分の期間中に、駆動リングに加え
られる圧力に起因する有効上向き力が存在することにな
り、その力が駆動リングを上昇させる。
駆動リング１０が凸面２６の方の向けて移動してくる
と、凸面２６は球状部6aの該面と隣接する部分に漸進的
に影響を及ぼして、球状部6aの内容積の減少の差分が球
状部6vの内容積の増大の差分に接近してくる。そしてあ
る時点では、前記両差分が等しくなる。その際には、一
方で室ＡとＶとの間の圧力の差が例えどの様に大きくと
も、また他方で室ＡとＶとの外側に加えられている圧力
の差が例えどの様に大きくとも、駆動リング１０の上方
に向かう運動は停止される。これら面のこの様な配置、
すなわち駆動リング１０が流入口に向かう方向において
該駆動リングの機械的移動限界まで動いてしまう以前
に、両室の合計の内容積の最大値が達成されるようにし
てこれら面が室ＡとＶとに影響を及ぼす様にしたこれら
面の配置は、球状部６の可撓性材料についての保護効果
を持つ。この効果は密封されずかつ例えば大気圧で作動
している心臓ポンプの連続的使用には、特に重要とな
る。心臓の補助装置等として使用される場合には、駆動
リング１０の運動は、密封されたケーシング内の室Ａ、
Ｖの外側の変動している圧力と相互に影響し合う状態で
流入してくる血液の静力学的力及び動力学的力によって
制御されることになろう。しかしこの場合にはケーシン
グ内側の圧力は、室Ａ、Ｖの最大合計内容量に到達する
ことを許さないしそれ故にまたケーシング内側の最大圧
力の状態に到達することを許さないように、設定される
ことが条件とされる。
と、凸面２６は球状部6aの該面と隣接する部分に漸進的
に影響を及ぼして、球状部6aの内容積の減少の差分が球
状部6vの内容積の増大の差分に接近してくる。そしてあ
る時点では、前記両差分が等しくなる。その際には、一
方で室ＡとＶとの間の圧力の差が例えどの様に大きくと
も、また他方で室ＡとＶとの外側に加えられている圧力
の差が例えどの様に大きくとも、駆動リング１０の上方
に向かう運動は停止される。これら面のこの様な配置、
すなわち駆動リング１０が流入口に向かう方向において
該駆動リングの機械的移動限界まで動いてしまう以前
に、両室の合計の内容積の最大値が達成されるようにし
てこれら面が室ＡとＶとに影響を及ぼす様にしたこれら
面の配置は、球状部６の可撓性材料についての保護効果
を持つ。この効果は密封されずかつ例えば大気圧で作動
している心臓ポンプの連続的使用には、特に重要とな
る。心臓の補助装置等として使用される場合には、駆動
リング１０の運動は、密封されたケーシング内の室Ａ、
Ｖの外側の変動している圧力と相互に影響し合う状態で
流入してくる血液の静力学的力及び動力学的力によって
制御されることになろう。しかしこの場合にはケーシン
グ内側の圧力は、室Ａ、Ｖの最大合計内容量に到達する
ことを許さないしそれ故にまたケーシング内側の最大圧
力の状態に到達することを許さないように、設定される
ことが条件とされる。
第３Ｃ図に示されているように、駆動リングに作用する
上向きの力は駆動リングを持ち上げて、心室の室の内容
積を増加させる。両室Ａ、Ｖの寸法と幾何学的形状のた
めに、心房の室の寸法は減少しても、心房の室と心室の
室との合計に内容積は血液が心臓ポンプの両室に流入す
るにつれて増加を続ける。しかしながら、流入してくる
血液の圧力の効果は、駆動リング１０の位置が高くなれ
ばなる程また両室の合計の内容積が大きくなればなる
程、減少してくる。これは、それぞれの室の壁に沿って
係合する駆動リングの面積が変わり（第３Ｃ図参照）、
かつケーシング内のガス圧力が減少するからである。さ
らにまた、流入してくる血液の運動量の影響も減少して
くる。
上向きの力は駆動リングを持ち上げて、心室の室の内容
積を増加させる。両室Ａ、Ｖの寸法と幾何学的形状のた
めに、心房の室の寸法は減少しても、心房の室と心室の
室との合計に内容積は血液が心臓ポンプの両室に流入す
るにつれて増加を続ける。しかしながら、流入してくる
血液の圧力の効果は、駆動リング１０の位置が高くなれ
ばなる程また両室の合計の内容積が大きくなればなる
程、減少してくる。これは、それぞれの室の壁に沿って
係合する駆動リングの面積が変わり（第３Ｃ図参照）、
かつケーシング内のガス圧力が減少するからである。さ
らにまた、流入してくる血液の運動量の影響も減少して
くる。
両室の合計の内容積が最大である位置（ケーシング内部
の圧力は一定）にまで駆動リングが上昇する以前かもし
くは、室Ａ、Ｖ内の圧力が該室と密封されたケーシング
１との間の空間内の圧力に等しくなるとき（ケーシング
内部の圧力は流入してくる血液の静力学的力及び動力学
的力とは無関係に室ＡとＶとの合計内容積の変化によっ
て影響される）には、第３Ｄに示されているように、駆
動装置の力（図中の矢印Ｄ）によって押しリング12bを
下方に向けて運動させて、次の駆動行程が開始される。
より激しい行程反復頻度であって、動力学的力がより一
層重要になってきて最早平衡が達成されない時でも、出
力は依然として流入してくる血液の圧力に比例する。
の圧力は一定）にまで駆動リングが上昇する以前かもし
くは、室Ａ、Ｖ内の圧力が該室と密封されたケーシング
１との間の空間内の圧力に等しくなるとき（ケーシング
内部の圧力は流入してくる血液の静力学的力及び動力学
的力とは無関係に室ＡとＶとの合計内容積の変化によっ
て影響される）には、第３Ｄに示されているように、駆
動装置の力（図中の矢印Ｄ）によって押しリング12bを
下方に向けて運動させて、次の駆動行程が開始される。
より激しい行程反復頻度であって、動力学的力がより一
層重要になってきて最早平衡が達成されない時でも、出
力は依然として流入してくる血液の圧力に比例する。
生体への適用のためには、ケーシングと駆動装置１７と
を１つの囲壁空間内に装着することができる。この囲壁
は例えばシリコンゴム製の袋で、囲壁空間の内容積は、
前記装着後の全体の重量を置き換えられる内容積の重量
に対応させるために、その全体が身体の密度に相当する
約１gr/cm3の密度を持つ、ようなものであることが好ま
しい。このような袋は、第１図において参照符号３５を
付して示した仮想線内に略図的に示されている。圧力制
御弁１６、例えば２個の一方向弁からなりそれぞれの方
向毎にその１個づつが配置された弁、を設けてケーシン
グ１の内部と外部との間を連通し、予め定めた開通圧力
に従って有利な圧力調節をする。
を１つの囲壁空間内に装着することができる。この囲壁
は例えばシリコンゴム製の袋で、囲壁空間の内容積は、
前記装着後の全体の重量を置き換えられる内容積の重量
に対応させるために、その全体が身体の密度に相当する
約１gr/cm3の密度を持つ、ようなものであることが好ま
しい。このような袋は、第１図において参照符号３５を
付して示した仮想線内に略図的に示されている。圧力制
御弁１６、例えば２個の一方向弁からなりそれぞれの方
向毎にその１個づつが配置された弁、を設けてケーシン
グ１の内部と外部との間を連通し、予め定めた開通圧力
に従って有利な圧力調節をする。
行程中に駆動リング１０の最高の位置を監視するため
に、感知装置を設けることができる。もし患者が、骨の
折れる仕事をしたためであるにせよないにせよ、血液の
流れが増加して一層多くの血液を消費しているような場
合には、この装置は重要になってくる。何故ならば、駆
動リング１０が最大内容積をめざしてより高く上昇する
からである。その際、駆動装置の行程反復頻度を増加さ
せる制御回路を設けることができ、それ故完全に自然の
調節が達成される。
に、感知装置を設けることができる。もし患者が、骨の
折れる仕事をしたためであるにせよないにせよ、血液の
流れが増加して一層多くの血液を消費しているような場
合には、この装置は重要になってくる。何故ならば、駆
動リング１０が最大内容積をめざしてより高く上昇する
からである。その際、駆動装置の行程反復頻度を増加さ
せる制御回路を設けることができ、それ故完全に自然の
調節が達成される。
未梢の抵抗は心臓の出力にとって重要なものではなく
て、調節する要素は直接には血液の流入であることは確
かである。この発見は心臓学での見識を広範囲にかつ決
定的な態様で変えるものである。
て、調節する要素は直接には血液の流入であることは確
かである。この発見は心臓学での見識を広範囲にかつ決
定的な態様で変えるものである。
図面に従って作られた実験用心臓ポンプであって、外径
９０mm、ケーシングの丸い円筒状部分の高さ３２mm、弁
の直径２７mmの寸法を持つポンプは、次の結果を与え
た。１分間当りの拍動数２５０の一定の行程反復頻度
と、水柱で６cmに相当する流入圧力とでは、１分間当り
13.3literが得られた。水柱で6.5cmの流入圧力では１分
間当り15.8literが得られた。出口では、３５０mmHg
（心臓収縮期）と６０mmHg（心臓弛緩期）とが得られ
た。試験は水によってなされたものである。計算された
排除容積は心室の室（大きい球状室6v）については６０
cm3であり、心房の室（小さい球状室6a）については２
８cm3であった。
９０mm、ケーシングの丸い円筒状部分の高さ３２mm、弁
の直径２７mmの寸法を持つポンプは、次の結果を与え
た。１分間当りの拍動数２５０の一定の行程反復頻度
と、水柱で６cmに相当する流入圧力とでは、１分間当り
13.3literが得られた。水柱で6.5cmの流入圧力では１分
間当り15.8literが得られた。出口では、３５０mmHg
（心臓収縮期）と６０mmHg（心臓弛緩期）とが得られ
た。試験は水によってなされたものである。計算された
排除容積は心室の室（大きい球状室6v）については６０
cm3であり、心房の室（小さい球状室6a）については２
８cm3であった。
このように本発明は、弁の面が、それ自体の力によって
ではなくて、液体の圧力と収縮期間中に増大してくる運
動量に起因して、流入してくる液体が原因で持ち上げら
れる血液ポンプを提供する。弁の面は一旦最大限度に下
方に向けて移動しそして引き返えして行く。何故なら
ば、液体は引続き勢いの衰えない状態を持続しており、
弁には組立て式の壁としての働きがあるので、弁の位置
は次続の駆動行程が開始される迄流入する流れとは反対
方向に動くのである。大動脈弁に対応する弁は、該弁を
通る流れが停止すると閉鎖されるが、それは流れの速度
に依存しているが血液ポンプ内部の弁の面が最も低い位
置に到達した瞬間よりも遅い。大動脈弁に対応する弁は
弛緩期の期間の一部分の期間中開放されたままであっ
て、行程反復頻度が激しくなればなる程その一部の期間
の長さはより短かくなって行くことは、実際に考えうる
ことである。
ではなくて、液体の圧力と収縮期間中に増大してくる運
動量に起因して、流入してくる液体が原因で持ち上げら
れる血液ポンプを提供する。弁の面は一旦最大限度に下
方に向けて移動しそして引き返えして行く。何故なら
ば、液体は引続き勢いの衰えない状態を持続しており、
弁には組立て式の壁としての働きがあるので、弁の位置
は次続の駆動行程が開始される迄流入する流れとは反対
方向に動くのである。大動脈弁に対応する弁は、該弁を
通る流れが停止すると閉鎖されるが、それは流れの速度
に依存しているが血液ポンプ内部の弁の面が最も低い位
置に到達した瞬間よりも遅い。大動脈弁に対応する弁は
弛緩期の期間の一部分の期間中開放されたままであっ
て、行程反復頻度が激しくなればなる程その一部の期間
の長さはより短かくなって行くことは、実際に考えうる
ことである。
第１図は回転対称軸に沿って部分欠載して構成部品の若
干を略図的に示した実施態様の側断面図であり、第２図
は実施態様の分解部品配列絵画図であり、第３Ａ図ない
し第３Ｄ図は実施態様の作動の種々な段階での実施態様
の略図であり、第４図は第２の実施態様の一部の絵画図
であり、第５図は回転対称軸に沿って部分欠截して構成
部品の若干を略図的に示した第３の実施態様の側断面図
である。 １…ケーシング、4,5…心臓弁、６…ホース状部材、6a,
6v…球状部、7,8…開口部、９…収縮部、１０…駆動リ
ング、12a…押し棒、12b…押しリング、13,14,21…Ｏリ
ング、１７…駆動装置、２０…リング、25,26…ケーシ
ング壁、27,28…駆動リングの面、30,33…保持リング、
31,32,34,46,47…ねじ、Ａ…心房の室、Ｖ…心室の室。
干を略図的に示した実施態様の側断面図であり、第２図
は実施態様の分解部品配列絵画図であり、第３Ａ図ない
し第３Ｄ図は実施態様の作動の種々な段階での実施態様
の略図であり、第４図は第２の実施態様の一部の絵画図
であり、第５図は回転対称軸に沿って部分欠截して構成
部品の若干を略図的に示した第３の実施態様の側断面図
である。 １…ケーシング、4,5…心臓弁、６…ホース状部材、6a,
6v…球状部、7,8…開口部、９…収縮部、１０…駆動リ
ング、12a…押し棒、12b…押しリング、13,14,21…Ｏリ
ング、１７…駆動装置、２０…リング、25,26…ケーシ
ング壁、27,28…駆動リングの面、30,33…保持リング、
31,32,34,46,47…ねじ、Ａ…心房の室、Ｖ…心室の室。
Claims (12)
- 【請求項１】可撓性のある壁によって輪郭が定められか
つ流入口と流出口とを備えた心房の室と、可撓性のある
壁によって輪郭が定められかつ流入口と駆出口とを備え
た心室の室と、前記心房の室の流出口と前記心室の室の
流入口とを連通せしめている通路と、該通路内に設けら
れていて前記心房の室から前記心室の室へのみ血液を流
動せしめるようにした第１の一方向弁と、前記心室の室
からの駆出口に設けられていて、該駆出口を通って前記
心室の室からのみ血液を流動せしめるようにした第２の
一方向弁と、第１と第２の開口部を有するケーシング
と、前記心房の室の流入口を前記第１の開口部に連結し
かつ前記心室の室の駆出口を前記第２の開口部に連結し
て前記の両室の輪郭を定めている可撓性のある壁が前記
ケーシング内で可動状態に支持されるようにする部材
と、前記心室の室の壁を定期的に動かして該室の内容積
を減少させて該室から血液を駆出させる一方で同時に前
記心房の室の壁をも動かして該室の内容積を増加させる
ことができそれによって該室への流入口に血液を流入さ
せることが出来る駆動装置であって、前記通路を取り囲
みかつ該通路に連結されていて前記心室の室の壁と係合
しうる面を備えた駆動リングを含む駆動装置とからなる
血液ポンプにおいて、駆動リングの一方の面が、該駆動
リングと前記心室の室の壁間の係合部の全面において前
記心室の室の壁に係合可能であり、前記駆動リングと前
記心室の室の壁間の係合部の面積は、駆動リングの駆動
行程及び帰還行程において、駆動行程中は増加し、帰還
行程中は減少するように変化するように構成されてお
り、前記駆動手段は、前記駆動行程のみにおいて前記駆
動リングと係合するようにしたことを特徴とする血液ポ
ンプ。 - 【請求項２】前記駆動装置は、血液ポンプの帰還行程中
は前記駆動リングから離れて前記装置の引込位置へと移
動することを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の
血液ポンプ。 - 【請求項３】前記駆動リング他方の面は、心室の室の壁
と心房の室の壁の各係合部の全面において係合可能であ
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項または第２項
に記載の血液ポンプ。 - 【請求項４】前記ケーシングは、前記ケーシングが密封
され、かつ前記心房及び心室の室の外側にはガスが入れ
られていることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記
載の血液ポンプ。 - 【請求項５】前記ケーシング内のガスの圧力を制御する
ために圧力制御弁手段を設けたことを特徴とする特許請
求の範囲第４項に記載の血液ポンプ。 - 【請求項６】前記ケーシングと前記駆動装置の全構成部
品とを収納する囲壁と、該囲壁内と前記ケーシングの内
部とを連通せしめている圧力制御弁装置とを備えている
ことを特徴とする特許請求の範囲第５項に記載の血液ポ
ンプ。 - 【請求項７】前記心房の室、心室の室及び通路が可撓性
ではあるが本質的には非伸張性の材料からなることを特
徴とする特許請求の範囲第１項に記載の血液ポンプ。 - 【請求項８】前記心房及び心室の室の各々の壁の各一部
分づつが各作動サイクルの各一部分づつの間に駆動リン
グの面とケーシングの内側壁面との間で該面に係合しう
るようになっていてかつそれぞれの室の壁と係合するこ
とができる前記の面が皿鉢形状をなしかつ相互に補足し
合う形状のものであることを特徴とする特許請求の範囲
第１項に記載の血液ポンプ。 - 【請求項９】前記心室の室と係合する駆動リングの面が
凸状で、前記心房の室と係合する駆動リングの面が凹状
であることを特徴とする特許請求の範囲第８項に記載の
血液ポンプ。 - 【請求項１０】前記心室の室と係合する駆動リングの面
の面積が血液ポンプの帰還行程の実質的な部分の間前記
心房の室と係合する駆動リングの面の面積よりも実質的
に大きいことを特徴とする特許請求の範囲第３項に記載
の血液ポンプ。 - 【請求項１１】完全な作動サイクル期間中において駆動
リングの面またはケーシングの内側壁面と係合せしめら
れたままでいる前記心房及び心室の室の各々の壁の各一
部づつが駆動リングの前記の面またはケーシングの内側
壁の前記の面によって完全にかまたは部分的に置き換え
られることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の
血液ポンプ。 - 【請求項１２】心室の室に係合可能な駆動リングの面は
凸状であり、前記ポンプは、駆動行程と駆動行程の間に
おいて心房の室の壁の一部と序々に係合する凹部を備え
たケーシングの内側壁面を有していることを特徴とする
特許請求の範囲第１項に記載の血液ポンプ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE8401778-9 | 1984-03-30 | ||
| SE8401778A SE8401778L (sv) | 1984-03-30 | 1984-03-30 | Pump, serskilt for blod och liknande |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60225570A JPS60225570A (ja) | 1985-11-09 |
| JPH064092B2 true JPH064092B2 (ja) | 1994-01-19 |
Family
ID=20355374
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60062206A Expired - Lifetime JPH064092B2 (ja) | 1984-03-30 | 1985-03-28 | 血液ポンプ |
Country Status (29)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4648877A (ja) |
| EP (1) | EP0156781B1 (ja) |
| JP (1) | JPH064092B2 (ja) |
| KR (1) | KR920000460B1 (ja) |
| AT (1) | ATE110573T1 (ja) |
| AU (1) | AU577841B2 (ja) |
| BR (1) | BR8501414A (ja) |
| CA (1) | CA1253048A (ja) |
| CS (1) | CS276233B6 (ja) |
| DD (1) | DD232824A5 (ja) |
| DE (2) | DE3587914T2 (ja) |
| DK (1) | DK126885A (ja) |
| ES (1) | ES8608322A1 (ja) |
| FI (1) | FI851280L (ja) |
| GB (1) | GB2156443B (ja) |
| GR (1) | GR850790B (ja) |
| HU (1) | HU191321B (ja) |
| IE (1) | IE56448B1 (ja) |
| IL (1) | IL74525A (ja) |
| IN (1) | IN162447B (ja) |
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