JPS60119942A - 全人工心臓 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】

〈産業」二の利用分野〉 本発明は、それぞれ左心部と石心部とに代る２個のポン
プと各ポンプを制御する制御装置とを備えた全人工心臓
及びこのような人工心臓に使用される人工心臓用電気制
御弁に関する。 〈従来技術〉 心臓病は現在のところ工業化された限界では癌よりもず
っと主な死因となっている。相当の数の歳入が他の生命
機能が全く健全であるにもかかわらず回復不能な心臓麻
痺のために早逝している。 大部分の心臓病の原因は多様であり未だに不明確である
。従って予防的措置は実際上顕著な効果を上げていない
。 冠状血管を閉塞している障害をブリッジする外科的な技
術は非常に効果的な治療法であり、毎年限界中で４０万
以上の患者がこのような手術を受けている。不幸なこと
に、しばしは゛このような手術は一時しのぎにとどまっ
たり不十分であったりする。 合衆国内だけでも、毎年８０１）　０Å以上の患者が心
臓手術中又はその直後に死亡し、６５オ以下では、１（
）万人の患者がその期間に重い心筋梗塞の直後に死亡し
、最終的には６５オ以下の５万人の患者カ弓回又はそれ
以上の反復性心筋梗塞に続＜＋Ｖ１病末期の心不全によ
って死亡していることが確認されている。 心臓移植、即ち、心臓提供者から採取された天然心臓を
受納する患者に移植することが、免疫学的拒絶現象を有
効に減少させる特定の薬剤が新たに開発されることによ
って再度重要視されてきている。不幸なことに、需要の
多さに対して心臓提供者かｔ足するという克服できない
問題がある。 心臓移植希望者のリストに掲載された者の数は増加しつ
つあり、それらの者の多くは受諾できるような移植が提
案されるｉ躬こ早逝している。 それ故に、心臓移植の機械的な代替方法である人工心臓
の移植が将来の唯一の解決方法となるよう

【こ思われる
のである。 しかしながら、この解決方法が実施されるためには、臨
床的に受け入れ得る形態でなければならず、又、国際医
学会（ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　ｍｅｄｉｃａｌ　
ｃｏｍ−ＩＩＩｕｎｉｔｙ）が要求する性能、快適性、
安全性及び信頼性に対する基準に応えなければならない
。 ２５年以上にわたる研究と数千にも及ぶ動物実験とによ
って今日ではこの代替方法を実行してもよいと考えられ
るようになった。 人工心臓に関するこの研究の歴史、技術の現状及び８０
年代末までの展望については、最近になって、合衆国連
邦政府に対してこの分野で責任を負っているジタン、Ｔ
、ワトソン（米国、メリーランド州、ベセズダ、国立衛
生研究所、国立心臓、肺臓及び血液研究室、心臓及び血
管病の装置及び技術分科部門、ｆ任）によって、［機械
的な血液循環維持の過去、現在及び未来Ｊ（１９８２年
５月１７日、第３回心ｌｌ置換に関する国際シンボッニ
ーム、於イタリア、ローマ）に於いて発表されている。 最近のいくつかの出版物ではどのようなことがなされた
かとか遭遇した危険な問題とかについて現状がより詳細
に吟味されている。例えば、１、　人工心、１（ウィリ
アム、Ｓ、ピアス。外科記録、１１２巻、１４３０〜１
４３８頁、１９７７年１２月） ２、　安定状態の動物実験データに基づく人間の全人］
’、心臓移ＪＦｊの１（ロバート、Ｋ、ツヤ−ピンク。 全米人工１器学会２３巻、５３３〜５４２頁、１９７７
年） ；（、人］二心臓へのアプローチ（ウィリアム、Ｓ、ピ
アス。外科学、９０．１３７．１９８１年）４、　全人
工心臓（ロバート、Ｋ、ジャーピンク。 サイエンティフイノ先アメリカン、２４４．７４、Ｉり
８１年） ５、　人工心臓（・ンイリアム、Ｓ、ピアス。胸部及び
心臓血管外科学、ウィリアム、Ｗ、Ｌ、グレン医学博士
編、］　り　８３年、アブリージョン、センチユリ、ク
ロット） ６、ＫＩＩ心味による心臓は能の最後的な承継（ディプ
イニル、う７アエル。フランス大学生物学会Ｎｊ告、１
７５巻、５号、５５９頁、１９８１年）７、国際人１゛
臓器学会ジヤー六ル（７巻、１号、１〈〕ン（！（年、
２月、クリ−７ランド、ラバン、〕。 レス） ８．２段階心臓移植における全人工心ｌＮ（デントン、
Ａ、コーリ等。心臓血管病、テキサス心臓研究所公報、
８巻、３号、１９８１年９月）次の２つの出版物は本発
明を理解する上で重要なものである。 ９、実用的な右心室（Ｒ，Ｍ、セイド。Ａ、Ｒ、カスタ
ネート。外科学、７７．６２４〜６３１．１９７５年） １０．５日間にわたる部分人工心Ｗｔ（ＡＬＶＡＤ）に
よる心臓手術後の又トーンバー１症候群患者の血液循環
の維持（デントン、Ａ、コーり等。 ランセット１：１１２５．１９７８年）などである。 １９８２年９月２日に、全人工心臓による夏弱した天然
心臓の最後的な置換の人類への最初の適用がソルトレー
ク市の外科医師団（デブリ、ン゛ヤービック、オルセン
等）によって行なわれた。この初例は大きく報道され、
世界中に説明された。 人工心Ｒを着けた最初の人は、この分野の研究に貢献し
ている全ての研究所で１５年以上も動物に対して一般に
使用されていｔこ体外の空気式制御装置による従来の全
人工心臓を用いて１１２日間生存することができた。 いくつかの事件があったとはいえ、この人間に対する最
初の適用は人聞の循環器の機能を機械的手段１こよって
承継することが可能なことと患者の死因が心臓手術と直
接には結び付けられないことを明確に証明した。 これに関しては、「心筋疾患の終末期の治療のための余
人上心臓の移植」　（Ｗ、Ｃ、デブリ等。 ユタ井１、ソルトレーク市。１９８３年４月２７日、第
６２回米国胸部タト利学会年次会、於ノヨーンア州、７
１ランク）を参照されたい。 上述の各出版物か思い起こさせるこの技術の実状は２一
つのｊ：、要な観点に概括することができる。 １、２５年間にわたって、長期（数ケ月）生存の結果が
１１１られた全での動物実験では、専ら、天然心臓の２
個の心室と置換されるダイヤフラムを右するＩ　ｔ＝１
の血液ポンプを用い、体外からの空圧を利用した駆動方
式が使われた。 その２個の血液ポンプの駆動装置を完全にするために多
数の解決策が提案されている。しかしながら、各血液ポ
ンプの機械的な駆動手段を完全にすることを試みた装置
は、重量、過大な体積及び放熱が解剖学的、生理学的及
び生物学的制限と両立しないので、全て廃棄せさ゛るを
得なかったのである。 従って、心嚢内に配置された血液ポンプをそれらの機械
的な駆動装置から分離することが必要とされてきた。 しかしながら、現在、いくつかの装置は、血液ポンプの
近くの胸部又は腹部内に移植するために、重くてかさぼ
る空気のコンソールボンクスを小壁の電気−油圧、電気
−空圧又は電気−機械変換器に置換する方向で開発が進
められている。 技術的に最も現実的な解決策は電動油圧型（ＵＳ−Ａ−
４１７３７９６及びＵＳ−Ａ−４３６４）５３（）参照
）又は電動空圧型のものである。 現在のところ、駆動装置として成功しているのはただ一
つたけであり、それはローゼンバーグとピアスによって
開発されたもので（上記出版物５を参照）、血液適合性
を有するエラ又トマ（弾性材料）よりなる血液バッグを
押圧する抑圧板を備えた電気−機械変換器か採用されて
いる。小牛か良好な条件のもとて２２５日生存した。こ
れは、外部から電気エネルギ）原によって電力を供給さ
れる人工心臓を全体として移植された動物が通常どうり
に生存したものとして歴史的に重要な以界記録である。 小牛の体重は１８ｔ）ｋＢ、即ち、平均的な成人の２倍
をこえていたのに、必要とされた電力は僅か１（）ワン
ドに過ぎなかった。 しｈ化なが呟人」−心臓の体積＜９　Ｕ　Ｏｃ＋ｎ’　
）及び重ｆｆ１（］、１１ｋｇは人間に通用するには受
入れがたく、そのような装置の小型化には限界があるよ
うに思われた。 人工心臓そのものに機械加］［された機械部品を組みｆ
；ｊけることは、天然心臓の形状、体積及び重徹に関係
する構成の中では、実際に技術的な立場からは克服でき
ない試みと思われる。 各周期の開に移動させられる血液の体積が４０又は５０
ｃｍ３にわたり減少させられ、その分かなりのスペース
が節約されることになるのは真実である。しかしなか呟
この＋’を少は望まれる心臓血流率を維持するために必
然的に基本的な操作周期を増加させることになる。従っ
て、その報いとして部品の特命の点で実際に非常に不利
になる。 ２、７０年代の初期に動物を延命期間中生存させておく
ために研究団が遭遇した重要な問題を心１ことどめると
、体外の空気フンンールボックスを介して駆動が行なわ
れていた場合でさえ、合衆国国立衛生研究所は１９７５
年にもう−っの選ぶ゛べき道、即ち左心室補助を公認す
ることを決定した。 この選ぷ゛べき道に於いては、天然心臓はその位置に残
される。１個の補助人工心臓が全身の循環系に並列に接
続され病気にががった左心室を短絡する。左心室は実際
上本物の「心臓」である。それは肺循環（右心室）の十
倍の圧力率で全身に血をみなぎらせる役を果たす。 このような機能が事実止金ての心臓病の原因となってい
るのである。 逆に、右心室は単に肺胞に血をみなきらせ、通常の条１
′１のちとでは循環する血液に運動を起こさせる機能か
非常に弱いということが思い起こされねばならない。 病気の左心室と」（−列に人工の補助心室を配置すると
いう概念は、従って、魅力的であり、何よりも天然心臓
か本来の位置に位置させられるので、ｔｉ＋−置換より
もはるかに急進的ではない。従って、単に精神的及び感
情的な観点からすれば、左心室補綴は、先験的に、よＩ
）１゛現実ｆａｒなｌ′Ａｒｔ決策となるように思われ
る。 公知の如く、左心室人玉心株は胸郭内に配置さぜζも横
隔膜下の腹腔内に位１在させてもよい。 ・ｊ法制限は心嚢上りもはるかに緩くなるので、完全な
機械的駆動装置を設ける、−とかでとる。 出力の問題ト、好ましい装置はしはしは抑圧板を４１ｉ
ｉｉえる型とされる。Ｉ　！Ｊ　’７７年以来、−の型
の装置１．１：”、１個開発されζいる。これらの装置
ｄは最近の論文１心臓補助装置の駆動及び制御用移植エ
ネルギシステムの状況」（上記出版物７．５〜２０頁参
照）に於いてフランク、Ｄ、アルチーりによって記述さ
れている。 移植された放射性同位元素エネルギ又は熱電池によって
エネルギを供給される２個の組立装置もワシントン大学
（改良スターリングエンノンを使用）とアエロノエット
システム（スターリングサイクル熱コンプレッサを使用
）で開発中である。 電気的なエネルギ源を用いる場合、皮覆かよく耐え得る
特別の材料（炭素誘導剤、ポリカーボネート、Ｐ、　ｉ
’　、　Ｆ、Ｅ、等）を使用しすることにより皮膚その
ものを介して又は皮下位置に移植された初動フィルを高
周波磁気誘導することにより皮膚を貫通し゛ζエネルギ
が伝達される。 研究及び人体治療においてＭ積された経験は、左心室補
助の概念が将来人体治療において使用する上で、１：さ
１こ問題となる２つの重大な短所を有していることを教
えている。 又、技術的観点から、いくつかの危険な問題の受け入れ
られるような解決策か見出されてし・なし・。 −例えは、病気の天然の左心室に並列に接続された補助
左心ポンプは、それだけでは心１１ｆｉ能の全てを承継
することができない。 人体にｊ＝Ｊ　して１５０回以上の試行がなされたが決
定的な成果は４４９られてぃない。いくつかの臨床例で
は、短期間について、左心室短絡循環によって患者か激
しい左心室失調に耐えて心臓手術直後の困難な状態をや
り過ごすことかで終だ。 不幸なことに、これらの臨床例は希れである。 １　！３７９年以来いくつかの心臓学センタに於ける八
木・＼の使用を合衆国国立衛生研究所が正当と認めたと
いえとも、その方法は使用者の納得を４４１でいない。 その提唱者のうちのある者は、例えばダントン、Ａ、コ
ーリのように、その方法をやめている。 −慢性的に悪化して１ｊ＜左心室不全（論理的には最も
心室補助を必要とする）の患者に則して、心臓専門医及
び外科医は死期を早めるかも知れなす、どうしても右心
室の機能を失わせる危険が伴なう過酷なノｌ法を使うこ
とについて相当な抑制を示す。 更に、補助的な人工心室によるバイパスは右心室機能の
進行的な減衰を促進するだろうということが考えられて
いる（右心室機能に及ぼされる左心室バイパスの影響、
１９８３年全米人工臓器学会２８巻、５４３頁、Ａ、Ｔ
、ミャモト等参照）。 −最後に、２つの危険な技術的問題点が未だに解決され
ていない。すなわち、（１）病気の左心室がその上流、
即ち左心耳内かに「ストレーナ」を配置することは、補
助心室の血液供給の（幾械的な障害（口径不足、凝血等
に伴なう摺装損失、曲管損失等）となる現象を発生する
。（２）補助心室の流量率が右心室の流量率の一作用に
よる天然の左心室の供給血圧によって制御されなければ
ならない。 静脈帰還流量率が下降した場合、補助心室による血液短
絡循環の流量率は非常に小さくなり、補助心室の導管内
で、一旦発生すればしだいにそれを閉塞して行く細胞増
殖性組＃１（パンヌス）が明瞭な水力学的理由により自
己保持していくという現象が起こる。 結局、全心臓置換の分野と左心室補助の分野との両分野
に於いて過去２５年問に得られた経験は当業者によく知
られている次の知識を得るのに役Ｖっだのである。即ち
、 １−血液か充満している時（心臓弛緩時）に天然心臓か
男性の場合平均３０　（１−３５’Ｏｇで女性の場合２
５０〜：（５０ｇであること及びその体積が５５　ｆ、
ｌ　ＣＩＩ＋３をこえないことを考慮すれば、人間の心
嚢内に全ての人工心臓とその（幾械装置を、病気の入熱
心臓内で、結合することは現在のところ技術的にト１り
能である。 多数の心１ｌｉＩｉ病患者は心臓体積が相当増加してい
る（心臓肥大）。 ４：幸なことに、人］二心臓による心臓全置換の候補者
の大部分は冠状動脈障害を伴なう虚血性心筋障−１１の
カテフリに属している。これらの患者は著しい心！１ｌ
ｉｌｌ！木積の増大を呈していない。 全へ上心臓は天然心臓の体積及び重量よりもはるかに人
きい体積及び重量を持つことはできない。 ・」法−１−の制限は物理的な数（町得本積）だけがら
のものではなく、実際には、後述のように、機能への危
険な影響がある。心嚢内の血液ポンプ及びこのポンプを
駆動する機械的装置は従って解剖学的に分離されなけれ
ばならない。 ２−数千の動物実験及び人体実験は１個のポンプ及びそ
の駆動装置を心嚢外の胸郭内、腹腔内又は腹膜後方の位
置に配置で外ることを示している。 このような場所は「生理学的に無性」と呼ばれ、損傷を
受けることなく１ｏｏｏ〜１２００グラムにも達する９
’Ｏ０ｃｍ３よりも大きい体積の機械的装置を容易に受
容できる。 ３−米国特許第４１７３７９６号、第４２２２１２７号
及び４３６９５３０号は不徹底ではあるが一般的に、病
気の天然心臓と十分に置換で外る、技術的に受け入れ得
る形態の標準化された全人工心臓を造る上で遂けられる
べき主な技術的目的を思い起こさせる。 注目すべきことは、これらの目的のうちのいくつかは未
だに達成されておらず、当業者に周知の危険な問題点と
なっていることである。 しかしながら、これらの危険な問題点は、それらのうち
のある解決策によってはその解決策が他の問題点をもた
らし得るようなことがあるので、一定の基本的な優先順
位に従って分類されねばなラナい。この優先順位の体系
は明確に表示すべきである。 先ず、解剖学的な要求が、人工心臓の機能への危険な影
響があるので考慮されなければならない。 人工心臓はもちろん、強壮な人の天然心臓でない場合で
も、少なくとも心臓提供者から採取された移植心臓程度
のポンプ能力を再生しなければならない。その機能的能
力は実際に移植を受けた患者が、歩行や水泳をも含むよ
うな通常の運動を行なったり、動き回ったりできるもの
でなければならない。心１ｊｌｆ多植を行なった患者に
ついての研究ではポンプ能力が１分間に３〜１０リツト
ルの両極端の間の体積でなければならないことが示され
ている。 上述の限界内の代謝要求機能に従って流量率が変化する
とは言え、その時の９５％以上の平均的な成人の平均流
量率は１分間４９ントルであることに注意しなければな
らない。最後に、１心拍周期内の心臓収縮時間と心臓弛
緩時間との配分がそれぞれ３５％と６５％となる脈拍数
はほとんど変化せずに、はとんど常時１分間約７０拍に
維持され、心臓収縮時間が比較的一定（５％の増減）で
あるのに対して、脈拍数の変化は本質的には心臓弛緩時
間を変化させることによって行なわれる。 第１の問題点に密接に関連して、思い起こすべきもう一
つの問題点は、現在世界的に認められてはいるがこれま
での十年来未だに論争されている基本的な生理学的見解
である。心臓は機能的能力が生体の代謝活動の変化に関
連する供給流量率の変化に対応しななければならない反
応器管である。 換言すると、心臓ポンプは奴隷であり、生体は主人であ
る。生体の代謝要求は帰還血流量率の増加を生しさせる
循環系の抵抗の低下によって表オっされるので、この基
本的な原理は帰還血圧をパイロット信号として、帰還血
流量率の変化に基づ（流量率のサーボ制御を行なうこと
を余儀なくさせる。 天然心臓ポンプは非常に高い感度で、吐出抵抗の変化と
供給圧力の変化に対して、収縮力及び吐出量の拍動変化
によって応答する。この感度は測定されている。約１分
間に１リツトルと１ミリメートノ叶Ｉ８である。実際に
は、従って、有心の供給圧の増加は］　（ｌ　ミリメー
タｌｌ＆台であり、人」ニ心臓は比較的短かい数秒内の
応答時間で１分間に３・〜１０リットルの流量率変化で
応答しなければならない。 第３の基本的な問題点もまた生理学的な条理である。心
臓ポンプ１よ右心１１によって形成された供給貯血槽に
開口させられた２本の大静脈、即ち、上大静脈と上大静
脈から血液を供給される。同様に、左心室は左心耳で形
成された供給貯血槽に開口させられた４本の肺静脈、即
ち、右の上、下釜肺静脈及び左の上、下釜肺静脈から血
液を供給される。これらの静脈及び供給貯血槽は非常に
柔軟で従って人工心臓の寸法が過大であれば容易に圧迫
されてしまう。これらの静脈は、又、心臓拡張を容易に
する活発な吸引あるいは機能底下を防止する径方向の剛
性がなく、従って、径方向に折りたたまれ得る管である
。これらの特別な供給構造は、従って、上流に位置する
静脈網の圧力／体積比（圧縮率）が非常に低いので何よ
りも重要とされる１つの重要且つ危険な問題点があるこ
とを示している。これらの静脈が折りたたまれると循環
血液量の大部分が静脈網内に貯められたり逆流させられ
たりし、従って、もちろん、血液ポンプへの流入量か減
少させられてしまう。 病気の天然心臓を摘除することに上り心嚢内に残された
空間に人工心臓の形状、体積及び重量を適合させる問題
はそれ故に単に物理的、幾可学的及び容積的な問題では
ない。これら形状、体積及び重量上の制限は、上述のよ
うな理由により帰還流量率、従って心臓ポンプの機能的
特性に直接に決定的な影響を有する。 絶え間ない問題処理への取り組みと多くの改造を行なう
ことにより、数千の動物実験の後、動物については、現
在研究所で普通に得られている延命期間の説明となって
いるこの形状、体積及び重量の適合の問題を受け入れる
ことができる方法で解決することが可能になっている。 しかしなが呟人体の解剖学約諾制限は根本的に動物のそ
れらとは異なっており、この分野に於いては動物実験に
より得られた結果を人体に当てはめることがてこない。 心臓手術を行なう上で、人工心臓の幾町学はとりわけ病
気の天然心臓の摘除によって得られる残留空間の形態と
一致しなけれはならないということは明白である。反対
に、人］二心臓が幾可学に必然的に適合しなければなら
ないのは患者の胸腔であるということは受け入れられな
い。今、現在のところ、人工心臓移植の候補者はかさ高
き１人工心臓を心嚢内に収納するためにできるだけ大き
な心嚢を有する者の中から選ばれている。 これらのかさ高い人工心臓は心嚢内で直接に機械的駆動
装置と結合できないということもまた注意されねばなら
ない。実際上、そのような機械的駆動装置はさらに人工
心臓の体積を増加させる。 従って、人工心臓に電気−空圧あるいは電気−油圧変換
器を設けることが必要であるが、それは心嚢外に設けざ
るを得ない。しカルながら、その場合、それらの人工心
臓の全出力は比較的低いのに対して、比較的大きな（１
０〜１５ワンド台の）エネルギ源を設けねばならない。 現在の技術の状態では、高性能発電機の分野に於いて、
携帯蓄電池で３時間以上にわたり１０ワツトの電力を完
全に自給しようと思えば１に、以上の重量の蓄電池を用
いなければならない。このことは確実に患者に一つの苦
痛の要因となる圧迫を与える。又、比較的低出力の電気
−空圧あるいは電気−油圧変換器はその変換器に熱点な
生じるおそれのある放熱を引外起こす。 上述の解剖生理学的ストレスに加えて、病気の天然心臓
と置換すべき人工血液ポンプの幾可字形状、重量及び体
積を考慮すれば、人工心臓が人間の診療所で本当に受け
入れられるようになり得るために不可避的に承諾されね
ばならない他の諸基準がもちろんある。これらの基準は
、やはり優先順位を有する解剖生理学の問題としてより
も技術の状態の問題として説明する方がはるかにうまく
説明されるものである。 これらの基準は、３つの順位、即ち、生物学的基準、工
芸学的基準、及び経済的基準（人工心臓のコストはでと
るだけ安価でなければならない）の順位を持つ。 生物学的基準は血液の流れと接触する血液ポンプの部品
用の特殊な材料の使用に関する。これらの材料は、血液
が異質な表面に接触させられた時に血液の凝固を誘発す
る天然の生物学的現象に関して中性でなければならない
。又、これらの材料は無毒性でなければならず、炎症性
の反応を起こしてはならない。いくつかの軟質プラスチ
ック材料を現在ダイヤプラムポンプにうまく利用でトる
ことが知られている。 経験」二、この種のポンプは最良の結果をもたらすこと
が知られている。しｈ化なが呟動物に数ケ月使用したと
ころ、各ポンピング周期においてダイヤフラムが最大の
機械的応力を受ける点でダイヤフラム水平向の石灰化が
起り得ることが分った。これら血液と接触させられる材
料の寿命を長くする重要な要因は機械的応力の限界にあ
り、ダイヤプラムポンプのダイヤフラムが僅かな機械的
応力しか受けないようにすることが望まれる。 工芸学的基準もまた当業者に知られている。心臓外科の
治療用品庫に常備できるようにするために越さねばなら
ない品質の下限を当業者が定めている。それらは、信頼
性、安全性、性能及び快適性に関する。快適性に関して
は、人工心臓は発生音レベルが低く、振動や回転儀現象
がないようにしなければならない。又、保守が簡単で十
分に小型化されていなければならない。 一工芸学的基準のうちで、装置の出力は現在のところ決
定的な臨界点とたっている。実際上、必ず弁装置内に配
置される血液ポンプ段階での圧力低下を考慮に入れ、変
換器の段階での熱力学的損失及び皮膚貫通伝導段階に於
ける電気的変換の出力を考慮に入れれば、供給すべぎエ
ネルギ量を最小まで減少させるために全出力は最大にし
なければならない。 実際」二、患者のために動作の自由とエネルギの自給か
できるようにするには、このエネルギは少なくとも一時
的には携帯電池によって供給されなけれは゛ならない。 出力力伏鰺ければ大きい程、供給すべきエネルギが少な
ければ少ない程、電池の重量に月する装置の操作上の自
給時間が長くなることは明らかである。 〈発明の解決すべき課題〉 本発明は、上述の事情に鑑み、過去２０年にわたる人工
心臓の研究における経験に培われて考え出されたもので
あって、その解決すべき全般的な課題は、解剖生理学的
に優先すべき事項と、注意すべき上述の生物学的、工芸
学的及び経済的基準を満たす人工心臓を提供することで
ある。 中でも、本発明が解決すべき最も重要な課題は、その解
決策によって人工心臓の機能に対する利点をもたらし健
全な天然心臓の最大限まで機能を再生でトるように、病
気の心臓が位置する心嚢内に配置される血液ポンプのτ
ｊ法がら生しる危険な問題を解決することにある。 〈課題を解決するための手段〉 本発明は、上述の技術的課題を解決するために、それぞ
れ左心部と右心部とに代る２個のポンプと各ポンプを制
御する制御装置とを備えた全人工心臓において、置換す
べき天然心臓の右心部の機能を果たし、密封外皮内に包
み込まれて置換すべき天然心臓の心嚢内に収納される１
個の心嚢モノニールと、置換すべき天然心臓の左心部の
機能を果たし、受納する患者内の生理的に無性の空腔内
に収納される１個の心嚢外モジュールと、両モノニール
間の機能的連結部とからなる不可分の機能的ユニットを
設ける一方、他方では、上記制御装置は各ポンプを互い
に逆位相で動作させられる制御を行なえるように構成さ
れ、上記心嚢モジュールの上記外皮にはそれぞれ右心耳
、肺動脈、左心耳及び大動脈に結合されるべき４個のオ
リフィスを設け、上記右心耳に結合されるオリフィスと
肺動脈に結合されるオリフィスには該外皮内に収納され
た第１のポンプの入口オリフィスと出口オリフィスとし
て作用させるために答弁を設け、上記心嚢外モジュール
にはそれぞれ弁を有する１個の入口オリフィスと１個の
出口オリフィスとを備える密封外皮に封入された第２の
ポンプを設け、上記機能的連結部に、心嚢モノニールを
貫通し、心嚢モノニールの左心耳に対応するオリフィス
と心嚢外モノニール内に組み込まれた第２のポンプの入
口オリフィスとを結合する第１のダクトと、」二記心費
外モジュール内を貝通し、心嚢モジュールの大動脈に対
応するオリフィスと心嚢外モジュールに組み込まれた第
２のポンプの出口オリフィスとを結合する第２のダクト
と、第１、第２の両ポンプの血液が通過する側と反対側
どうしの間に気体通路を形成する第３のダクトとを設け
たことを特徴とする。 〈発明の作用、効果〉 このように本発明の人工心臓の構造は、それが一体で不
＋＋Ｊ’分であるにもががわらず、上記心嚢モン゛ニー
ル、即ち、右心部を心嚢外モジュールと間隔を置いて設
けているので、これを心嚢内に置くことかできる。その
場合、右心部室の働きをするポンプ及びその電動機械装
置を収容した外皮を収納するに十分な場所がある。 本発明に於いて重要な特徴となっていることは、上記心
嚢モジュールに上記第１のポンプを駆動するための電動
機械装置が設けられることである。 実際には、池の箇所で述べられているように、右心部が
血液に与える圧力差は極く僅かであるので、それが必要
とする動力は極く僅かでよい。このことは、左心部が分
離されているために心嚢内に納める装置のスペースを節
約できることとあいまって、その心嚢内モジュール内に
上記第１のポンプを直接駆動するための１個の電動機械
装置、即ち、高出力の装置を収納することを可能にする
。 その結果、本発明の人工心臓を機能させるために必要な
全動力はそれ故に減少させられる。例えば、安静時の平
均的な成人に対して５〜７ワンＦ台のエネルギを供給す
ればよい。又、上記電動機械装置内での電気エネルギの
機械的エネルギへの変換により相当な出力を得ることが
できるので、その変換による発熱はほとんどなく、患者
の体温のバオンスが乱されないことになるうえ、心嚢モ
ンユ−ルの外皮上に熱点が現われるおそれがなくなる。 上記連結部は上記心嚢モノニールの外皮の下部と心嚢外
モジュールの外皮の上部とを連結することが好ましい。 上記心嚢モジュールの外皮は、少なくとも大凡、置換す
べき天然心臓の体積及び大ぎさを有し、右心耳、肺動脈
、左心耳、及び大動脈を結合するために該外皮に設けら
れた各オリアイスが少なくとも実質上それらの各心耳及
び各動脈の自然の配置と一致するように配置する二とが
有利である。実際上、飢の箇所で左心部として働くポン
プの動きによって心嚢内で自由になるスペ＝スは心嚢モ
ジュールを配置することを可能にし、その結果静脈及び
動脈への結合が可能な限り最適にできる。このような条
件のもとで、本発明に係る人工心臓は大静脈及び肺静脈
内の静脈血の帰還を妨げる必要がなく、特に有利となる
有心部内の帰還血圧の働トとして脈拍数を調整すること
が可能になる。実際上、有心部は生体から戻された酸化
されていない１１１１液を肺に送られる前に受け入れる
ので、右心部は血液の流量率を調整するためにより敏感
である。 本発明のもう一つの特像は、上記心嚢モジュールに、上
記第１のポンプに流入する静脈の血圧を検出するととも
に測定された血圧に基づト人工心臓の機能を調節するた
めのセンサが設けられることである。 更に、心嚢がらの左心部の離間距離は電気制御弁を制御
するための機構を上記心嚢モジュール内に収納するため
に十分な間隔を設ければよい。 従って、特に出力に関しては、右心耳と肺動脈とを接続
するオリフィス内に設けられた弁を電気制御弁にする場
合は有利である。実際」二、池の全てのことは弁の水力
特性に等しいので、それらの動たを制御する可能性は、
特に閉止時の漏れをなくすことによって全ポンプ出力を
増加させることになる。 上記ｖＪ１のポンプをダイヤフラム型のポンプで形成腰
このポンプを駆動するための電動機械装置にそのダイヤ
プラムに直接当接させられる抑圧板を設けることが好ま
しい。本発明の人工心臓の生物学的特性は従ってダイヤ
フラムの微小亀裂形成開始、αに最小の機械的応力が生
じるように形成することにより改善される。このような
微小亀裂は、公知のように、人工心臓を駆動する上記ダ
イヤフラムの品質劣化の原因となる。 人工心臓の磯１１ヒを調整するために設けられる」二記
センサは」二配糖１のポンプのダイヤフラムに取り１；
Ｉけれはよい。 また、例えば胸腔や腹腔などの生理的に無性の空間を心
嚢外モジュールを収納するために使用することは、何ら
４；都合にはならず、Ｉｌ！！の箇所で記述すなように
、がなりの利点をもたらすことが注目されるへきである
。実際」二、この生理学的に無性のスペースは小さい外
科手術によって簡単に手を届かせられる箇所を選定する
ことができ、より摩耗し易い動力モジュールである心嚢
外モジュールが壊れたときに中り分なく機能する新しい
モン゛ニールと簡単に取り替えることがでざる。 その上うな置換を容易にするために、」二記心血外モジ
ュールにそれぞれ、両モジュール間の連結部の第１、第
２及び第３のダクトと容易に解結できるように、入口オ
リフィス、出口オリフィス及び上記第２のポンプの血液
と反対側に接続される各オリフィスを設けることが有利
である。 生理学的に無性のスペースの体積は比較的大きく　（１
リツトルまで）選定できるので、τＪ法的な問題はなく
、上記心嚢外モジュールには上記第２のポンプを駆動す
るための高出力の電動機械装置を組み込める。第２のポ
ンプもまたダイヤプラム型のポンプで形成で外、これに
組み合わせられる電動機械装置をダイヤフラムと直接接
触させられる抑圧板を有する型のものにすることができ
る。 心嚢外モジュールに組み込まれた２個の答弁を、心嚢内
モノニールに設けられた答弁と同様に開閉制御されるよ
うに構成することは好ましいことである。上記心嚢及び
心嚢外画モジュールに組み込まれた電動機械装置と心嚢
及び心嚢外画モノニールの４個の弁を制御するマイクロ
プロセンサを設けることは更に好ましい。この場合この
マイクロプロセッサは心嚢モノニールに配設されたセン
サからデータを受け入れ、患者の要求に従って心臓のリ
ズムを調整で終るように構成される。 本発明の必須の特徴の一つは、両モジュール間の連結部
の第３のダクトがその技手方向には柔軟に形成され、径
方向には剛直に形成され、しかも、第３のダクトで上記
第１及び第２のダクトが取り囲まれていることである。 このようにして第１及び第２のダクトは第３のダクトに
より機械的に保＠される。このことは、後述の如くに、
上記第１のダクトを非常に柔軟に、従って、非常に薄肉
に且つ圧力降下を誘発しないように形成しなければなら
ないので、特に有利である。第２のダクトはその第１の
ダクトよりも厚内で剛直にで外るので、本発明のこの構
成によれば壊れ易い第１のダクトが、池の２本のダクト
により保護されることになる。後述の如く、上記第１の
ダクトは、第３のダクト内に組み込まれているので、左
心耳の補助脂管として作用する。第３のダクトによって
、上記両モジュール間の連結部は人工心臓全体の追従室
として働くことになる。 上記心嚢及び心嚢外の両モジュールを接続する電線はこ
の第３のダクト内に通せばよい。これにより、連結部内
に収容されたその電線と心嚢外モジュールを心嚢モジュ
ールの電動機械装置及び答弁を制御するの制御信号が通
れるようになる。 上記電動機械装置には電動モータと該モータの逆転を防
止するコンロッド／クランク機構とを設ければよい。又
、上記押圧板の連節部、コンロしド及びクランクの相対
位置を生理学的要求に適合する押圧板の進退速度を得ら
れ、且つ、モータ速度の周期的増減が僅になるように設
定することは有利である。 上記抑圧板の表面をできるだけ大きくするためには、心
嚢モジュールを細長く形成し、上記抑圧板は上記心嚢モ
ジュールの技手方向に略々平行な方向に往復変位させら
れるように構成すればよい。 心嚢モノニールを細長く形成する場合、上記押圧板が該
心嚢モノニールの長手方向を略々横断する方向に往復変
位させられるように構成してもより１゜ 上記各電気制御弁はその一直径の回りに揺動させられ又
はその平面上で摺動させられる１枚の円形の蝶番弁を４
＋ｉｔｔえる型のもので構成すればよい。 また、揺動ストロークの一端で面一状に並らぶととちに
１也端で互いに背中合せになるように共通の一直径上の
軸心の回りに連節された２枚の半円形の蝶番弁を設ける
型のもので」二記答弁を構成してもよい。 〈実施例の説明〉 以下、本発明の実施例を図面に基づ評説明する。 図中、同様の部材は同し符号で示しである。 さて、第１図は心嚢２（点線で簡単に示す）に収納され
た入間の天然心Ｒ１を示し、この天然心臓１は互いに固
く連結されているが区別される２つの右部、即ち、右心
耳ＯＤを備える右心部ＣＤと左心耳ＯＧ及び左心室を備
える左心部ＣＧとからなる。右心部ＣＤの右心耳ＯＤが
上大静脈ＶＣ８及び上大静脈ＭＣＩを介して静脈血を受
け入れる一７ｊ、該右心部ＣＤの心室はそのようにして
受け入れられた血液を肺動脈ＡＰを介して肺に通す。 同様に、左心部ＣＧの左心耳ＯＧは肺から左肺静脈ＶＰ
Ｇ及び右肺静脈ＶＰＤを経て来る血液を受け入れ、左心
部ＣＧの心室は受け入れた血液を大動脈ＡＯに送り出す
。 ２個の心臓ポンプＣＤ及びＣＧが１個の筋肉組織を形成
しているとは言え、天然心ｐｌＡ１が実質上は機能的に
独立した２個の組立部品からなるという上述の記載から
思い出される生理学的見解上の要点の上に本発明は成り
立っている。機能的な見地からは、右心部ＣＤは、心臓
１の脈拍数が非常に低くなった時を除いては決して流速
がゼロとはならないが、流速が変化する血性を押し出す
通路よりなる１個の簡単な心臓であると考えることがで
きる。脈拍数の増加に加えて動脈系の流量率が増加する
時には、右心部ＣＤの肺循環の血行への関与は速度が早
まるために減少し、従って、右心部ＣＤに到達する血液
の運動エネルギが減少する。 捜方、左心部ＣＧは、その強力な心室によって、心臓の
特性、即ち、生体の全ての細胞及び脂管への血液の分配
を確保する推進ポンプを構成する。 又、本発明は、有心部ＣＬ−）の収縮及び左心部Ｃにの
心室の収縮が同時にではなくその位相が逆であるという
当業者によく知られている事実に基づいている。 第２図に概略的に示釘如く、本発明に係る人工心臓は互
いに分離されてはいるが、管状の機能的連結部５により
結合された２個のポンプ機能を有する各モジュール３及
び４からなる機能的に不可分なユニットで構成されてい
る。 ポンプ機能を有するモジ゛ニール３は、天然心臓１の右
心部ＣＩ）と置換するように、心嚢２内に収納される。 これは、右心耳０Ｄ（ｌｌｉ静脈ＶＣＩ及びｖＣ８の貯
血槽）、肺動脈ＡＰ、左心耳ＯＧ（肺静脈＼７１〕Ｇ及
びＶ　Ｐ　Ｄの貯血槽）及び大動脈ＡＯの断面と心嚢内
からの天然の心室の摘除の後に、それぞれそれらに接続
できるように、あらゆる公知の型の４個の接合管を備え
る。 左心部ＣＧの役目を演じるようにしたポンプ機能を有す
るモジュール４は、心嚢２外の、例えば胸腔や腹腔など
の生理的に無性の空間内に収納すべきである。 連結部５は３本のダクトを有しており、不都合を伴なわ
なければダイヤフラムを貫通させてもよい６３本のダク
トのうち２本は、左心耳ＯＧに接続されたポンプ機能を
有するモノニール４を大動脈ＡＯに接続されたポンプ機
能を有するモジュール３にそれぞれ接続している。 ２個のポンプ機能を有するモジ゛ニール３及び４と連結
部５の有利な実施例を以下に更に詳しく記述する。しか
しながら、ここではまず、次に示すように第２図に示さ
れた全人工心臓３．４及び５に関して記述する。 １）心嚢２から左心部ＣＧを摘除することにより得られ
た除外スペースは次のことを可能にする。 ａ）モジュール３の内部に、好ましくは柔軟なダイヤフ
ラムと押圧板とを組み込んだ型のポンプ装置と、これを
駆動する駆動装置とを収納すること、ｂ）好ましくは右
心耳ＯＤ及び肺動脈ＡＰへの接続を行なうための各接続
管に、現在知られている人工心臓の接続管に取り付けら
れている簡単な弁よりもかさ高いが更に有利である電気
制御弁を組みｉ＝Ｉけること、 Ｃ）人工心臓の弁装置、即ち、各心耳及び各動脈への接
続を行なうための接続管の配置を改善する、−となどで
ある。これらの接続管は天然心臓と同様の配置δにすれ
ばよく、それによって左右いずれの右部に戻って来る静
脈血の帰還をも人工心臓が妨けないようにすることがで
きる。その結果、人」ご心臓の脈拍数を困難なしにポン
プ機能を有するモノニール３への帰還血圧に基づき、有
心部ＣＤをまねて調整することができる。 ２）心嚢のポンプ機能を有するモジュール３は、イｊ右
部Ｃ１）と同し働きをする右心部ＣＤの人工心臓を構成
する。即ち、最も頻繁に血液の流通に同調し又はこれを
助ける働きをしている。このポンプ機能を有するモジュ
ール３は従ってほとんど応力や摩耗を受けることがなく
、その結果その能力か多年にわたって維持されることに
なる。従って、胸部ケージを通してそれに手を届かせる
に当り、外利医にとっては微妙で大きく、患者にとって
は苦しい体外循環を含んだ外科手術を必要とする心嚢２
内にこのモジュールを収納することに対する禁忌徴候は
何もない。例外的な例は別にして、このポンプ機能を有
するモジュール３はそれ故に心嚢２内にこのモノニール
を収納することに対して禁忌徴候は河もない。例外的な
例は別にして、このポンプ機能を有するモジュール３は
それ故に心嚢２の中に、一度移植すればずっと、あるい
は少なくとも長期間にわたって移植されることになる。 ３）心嚢外のポンプ機能を有するモジュール４は左心部
ＣＧをまねて、かなりの仕事をする。従ってこれの疲労
はがなり激しく、それなりに頻繁な交換が必要とされる
。それ故に、このモジュール４は、例えば腹部など、小
さな手術で容易に手が届く生理学的に無性のスペースに
配設することか有利である。又、このモジュール４は寸
法上の制限がそれ程厳しくない体積のある空間に位置さ
せることにより、好ましくは柔軟なダイヤフラムと押圧
板を有する型のポンプ装置とその駆動装置とを組み込む
ことができ、更に、電気制御弁を設けることができる。 上記２）項と３）項とは、従って、一方では心嚢のポン
プ機能を有するモジ゛ニール３と連結部５とが完全に統
一されたユニットを形成することに何ら不都合がないこ
とを示し、叱方では、心嚢外のポンプ機能を有するモジ
ュール４と連結部５とが急速連結装置で接続されること
が有利であることを示している。この構成は、各心耳Ｏ
Ｄ及びＯＧ。 肺動脈ＡＰ並びに大動脈ＡＯにはそれを接続するための
各急速連結接続管６（そのうちの２個のみが見えている
）を備え、連結部５に固結されている心嚢モジュール３
と、これに対して連結部５と急速連結装置７ａ、７１】
によって接続されている心嚢外モジュール４とを示す第
３図に示されている。 この連結部５は心嚢モノニール３の下部と心嚢外モジュ
ール４の」二部とを接続している。 ｌ：ｐＪ４図、第５図及び第６図に示された心嚢のポン
プ機能を有するモノニール３の実施例では、例えは接合
前９で紺み合わされる２個の部分からなる外皮８が設け
られる。この外皮８は少なくとも大凡の形状に形成され
、チタン、炭素化合物等のような生体適合性のある材料
で作られる。外皮８の内側の容積は縦方向の隔壁１２に
よって２個の腔１０及び１１に分けられている。両膝１
０．１１のうち大きい方の腔、即ち、腔１０内には、ポ
リウレタンのような血液適合性のある材料で作られた１
枚のダイヤフラム１３と、腔１０の内壁面から間隔を置
き、周縁１５を円く丸めた１枚の抑圧板１４とを備える
ポンプが設けられる。押圧板１４にはその面に実質的に
平行な方向に大凡向けられたアーム１６が設けられる。 このアーム１６の押圧板の反対側の端部は隔壁１２のス
ロット１７を貫通し、腔１１内で外皮８の内面に、押圧
板１４と平行に配置されたピン１８の回りに揺動可能に
連節される。 注意すべぎことは、上記スロンＦ１７がアーム１６の通
路であることに加えて、２個の腔１０及び１１の間の気
体の流通を可能にしていることである。 上記押圧板１４は電動モータ１９により、潤滑された密
封ケーシング内の減速歯車２０と、クランク２１及びコ
ンロッド２２とを介して駆動される。 上記ダイヤフラム１３は外皮８の内側面及び隔壁１２に
よって所定の位置に保持され、血液が流通する血液適合
性のある密封バッグ２３を区画している。抑圧板１４に
よって課せられる機械的応力が最大とならないように、
該ダイヤフラム１３は、その周囲部で押圧板１４と腔１
０の内側面との開に配置される周溝２４を形成するよう
にして、単に」二記押圧板１４に載置させられる。この
ようにして、ポンプ１３．１４の動作中にこの溝′２４
が抑圧板１４と関連して波動し、これにより、上記ダイ
ヤフラム１３に働く磯↑威的応力を非常に大きく減少さ
せる上記ダイヤフラム１３に対する血液だめを形成する
。 」１記密封バング２３はそれぞれ右心耳ＯＤと肺動脈Ａ
Ｐとに接続すべき血液入口オリフィス２５と血液出１」
オリフィス２６とを備える。このために、両オリフィス
２５及び２６にはそれぞれ第４図ないし第６図には示さ
れていない公知の型の急速連結装管が設けられている。 これらの急速連結管には各電気制御弁が設けられる。第
６図はそれらの電気制御弁をこれらに含まれる制御用の
各電磁石２７もしくは２８によって概念的に示している
。この図の答弁は上記電磁石２７．２８の作動により一
直径の回りに回転するような蝶番弁を組み込んだ型のも
のである。 本発明の人工心臓に使用でとる電気制御弁については後
により詳しく記述するが、例えば複数の部品からなる弁
を用いたり、弁を他の箇所に設けたりすることができる
ので、この型の弁に限定されるものではないことに注意
すべきである。 このように構成することにより、モータ１９の作動に従
って、押圧板１４及びダイヤフラム１３は血液吐出の終
端位置（第４図及び第５図に於いて実線で示す）から血
液吸入の終端位置（第４図、第５図に於いて破線で示す
）までの間を交互に移動する。 モータ１９の速度（従ってポンプ１３．１４のリズム）
と各オリフィス２５及び２６に配設された弁の開閉とは
、ここでは図を明瞭にするために図示されていないかダ
イヤフラム１３に取り付けられた１個のセンサからデー
タを入力する１個のマイクロプロセンサ（図示せず）に
よって常時制御される。 注意すべきことは、上述のフンロッド２２／クランク２
１装置が、匪の適当な機械装置に置換し得るとは言え、
次のような重要な利点を持っていることである。即ち、 −」１記バング２３の収縮及び拡張の周期において、常
にモータ１９の回転方向の逆進を回避でトる。 −押圧板１４、ピン１８、モータ１９のそれぞれの位置
によって、上記モータの回転速度の周期的変化が僅かで
ある割には、上記押圧板１４の列降速度をかなり大きく
変化させることが可能になる。 このようにして、心臓弛緩期が心臓収縮期と非常に異な
る（通常２／３〜１／３）というポンプ機能の生理学的
に理想的な条件に近付けることができる。 更に、外皮８の腔１１には外皮８の壁を貫通するオリフ
ィス２９．３０及び３１が設けられる。 各オリフィス２９及び３０は、それぞれ弁を取り付けず
に、各急速連結器６（第４図ないしｆＡＧ図には示さず
）を備え、それぞれ左心耳ＯＧと大動脈ＡＯとに接続さ
れる。オリフィス３１は連結部５の管状の外皮３２と腔
１１とを連通させるために設けられる。又、管３２及び
３４は各オリフィス２９及び３０の連結管６にＶ封状に
接続され、心嚢外のポンプ機能を有するモジュール４の
方向に腔１１を貫通し、オリフィス３１を通って連結部
５の管状外皮３２の中に入る。 このようにして、管３３は左心耳ＯＧまで延長され、肺
から心嚢外モジュール４に血液を案内する。他方、管３
４は心嚢外モノニール４から大動脈ＡＯに向って血液を
配送する。管３３はポリウレタンのような血液適合性の
ある材料で作られるのに対し、管３４は現在人間の診療
所で普通に使用されている外科学的動脈補綴材のような
例えばグクロン又はテフロン（いずれも登録商標）で作
られる。しかしなが呟以下に示されるように、管３３は
左心耳ＯＧの緩衝作用を行なわせるために非常に剛直に
はせず、これに対して管３４は展伸しないようにするこ
とが有利である。 各オリフィス２５．２６．２９及び３０の配置は天然の
配置に一致させられ、各オリフィス２５及び２６にのみ
弁が設けられる。全体として、心嚢モノニール３の体積
及び重量は最大でも置換すべき天然心Ｒ１のそれらと等
しくする。 注意すべ外ことは、隔壁１２の久ロツ）１７１こよって
、連結部５の外皮３２内のスペース３６が腔１０の上記
バング２３外のポンプ機構１４．１９．２０．２１．２
２が配置されている部分と連通させられることである。 第４図ないし第６図に示された実施例では、モータ１９
の軸心が実質上外皮８の最長寸法方向を横断する方向に
向けられており、抑圧板１４の移動はこの最長寸法方向
と実質上平行に１１なわれる。 反対に、第７図、第８図及び第９図に示す変形例では、
押）］ユ板１４の移動は外皮８の最長寸法方向を実質上
横断する方向に行なわれる。 この変形例では、押圧板１４は、平ら１こせずに、湾曲
させられ、細心が外皮８の最長月決方向と実質上平行に
配置されたモータ１９によって駆動される（モータ１９
、減速歯車２０、クランク２１及びコンロッド２２は第
７図に於し）でのミ示ス）。 押圧板１４は枢支手段３５により第９図の矢印Ｆにより
示される方向に揺動可能に枢支されて（・る。 第７図ないし第９図の実施例は押圧板１４の表面積を天
外くでき、従って、　（同しポンプ能力を得るための）
該押圧板１４の移動幅を小さくすることができ、結果的
にダイヤフラム１３に作用する応力を減少できるので特
に有利である。その結果、ダイヤフラム１３の寿命を長
くできる。 第１０図は管状の連結部５の改良例の横断断面図を示す
。柔軟な管３３は外皮３２とより剛性の高い管３４との
開に嵌め込むために三日月形の断面を有する。 外皮３２は、ポンプ機能を有するモノニール３が配置さ
れる心嚢２とポンプ機能を有するモンユ−ル４が配置さ
れる心嚢外の腔との間に形成される生理学的通路に、屈
曲部を形成したり圧壊したりすることなく曲げて、うま
く嵌め込むことができるようにするために十分な長手方
向への柔軟性を有している。他力、この外皮３２は折り
たたまれたり外部の圧力に屈しないようにするために、
径方向にはかなりの剛性を示すように構成される。 そのために、この外皮は例えば螺旋状に曲げられた４金
３７あるいはそのようなものを備える。外皮３２の直径
は５ｃｍ台にすればよい。 その外皮３２の内側には、上述の如く、左右の肺静脈Ｖ
Ｐ（：；、ＶＰＤが開口する共通の肺静脈たる左心耳Ｏ
Ｇまで延びる柔軟な管３３、大動脈ＡＯまで延びるより
剛性の高い管３４及びポンプ機能を有するモジュール３
をポンプ機能を有するモソ゛ニール４及び発電装置に接
続する１本の電線３８が通っている。この電気的接続線
３８によりモータ１９と各オリフィス２５及び２６に配
設された各電気制御弁の電磁石２７及び２８をサーボ制
御する制御信号の供給が行なえる。 圧力降下を避けるために柔軟な管３３の断面積は８０ｍ
２よりも大きくする必要かあり、これに対して剛性のあ
る管３４の断面積は４ｃｍ’より太とくしなければなら
ない。 容管３３及び３４及び電気的接続線３８は、管状の外皮
３２の内部に２個のポンプ機能を有するモジュール３及
び４のプントスペースどうしを通気させる気体通路たる
自由なスペース３６が形成されることを許容している。 連結部５の構造については次のような注意をすることが
できる。 １−左心耳と肺静脈に吻合させるｔこめに、管３３はバ
ルーンと同じように非常に柔軟で同一の堅固さを有しな
ければならない。管３３は従って非常に壊れ易い。しか
しなが呟連結部５内で、この管３３はより剛性の高い管
３２及び３４によっの間で）まく保＠されているので、
このことは何ら不都合を生じない。 ２−上述され第１１図、第１２図及び第１３図に示すよ
うに、内側の自由なスペース３６はポンプ胤能を有する
両モジュール３及び４のデッドスペースどうしを連通さ
せる。ポンプ機能を有する両モジュール３．４はその位
相が逆となって作動しており、」二記自山なスペース３
６は従って一方のモジュールから吐出される気体をその
他方のモジュールの力へ移動させることを可能にしてい
る。 その自由なスペース３６は従って押圧板を備えるグイヤ
７ラムポンプの作動により必要となる体積補償室（追従
室）の働きをすることになる。又、その自由なスペース
３６の圧力は、共通の肺静脈に収容された血液の圧力が
大気圧と均衡状態にあるので、大気圧の変化とバランス
することが可能になる。この内部のスペース３６は従っ
て多数の若者によって記述された「追従」室の微妙な問
題を優雅に解決するものである。 ３−心嚢外の動力モジュール４のポンプは左心耳０（−
に延びる管３３内に水力学的槌打現象を誘発する危険が
ある。しかしなが呟これは害にならない。実際−１〕、
水力学的槌打現象が起これば、非常に柔軟な管３３が、
空力学的に自由なスペース３６が存在するために径方向
【こ拡張する。このようにして自由なスペース３６とあ
いまって管３３が心耳と同様の貯血槽の役を演じ、従っ
て、それを完全に左心耳としてとらえることができるの
である。 ４−自由なスペース３６の緩衝機能をより完全にするた
めに、心嚢モジュール３内で容管３３及び３４を取り囲
んでいる外皮８又はその壁面（外皮８の一部を構成する
）が剛性を有しない柔軟なものとされる。 心嚢外モジュール４の実施例は第１１図、第１２図及び
第１３図に示されている。この実施例では、二個の部品
からなり、例えば平行６面体形状に形成されたケーシン
グ４０が設けられている。 ケーシング４０内では、各隔壁４１及び４２か各腔４３
．４４及び４５を区画している。下部の腔４３には、横
側の腔４４に収納されたクランク４８及びコンロッド４
９を介して上部の腔４５に設けられた押圧板５０に結合
される電動モータ４６と減速歯車４７が配置されている
。この押圧板５０はモータ４６、減速歯車４７、クラン
ク４８及びコンロッド４９の動作に従って、ケーシング
４０を横断するピン５１の回りに回転させられる。 腔４５内には、各電気制御弁を備えた急速接続装置を有
する入口オリフィス及び出口オリフィスの２つのオリフ
ィスに密封状に接続された密封バッグ５２が配置される
。 上記入１］オリフィスには柔軟な管３３を容易に接続さ
せるために急速接続装置５３が設けられる。 １個の弁５４（開位置にあるものを破線で示す）はこの
急速接続装置５：）に設けられ、電磁石５５で制御され
る。 同様に、出口オリフィスにはより剛性が高い管３４を容
易ｔこ接続できるように急速接続装置５６が設けられる
。１個の弁５７（同様に開位置にあるものを破線で示す
）はその急速接続装置５６内に配設され、電磁石５８で
制御される。 急速接続装置７ａ、７ｂによって、連結部５の管状の外
皮３２はケーシング３６に接続され、従って連結部５内
の自由なスペース３６は腔４５内に、密封バッグ５２の
外側で押圧板５０の密封バッグ５２と反対側に区−され
たデッドスペース５９と連通させられる。 かくして急速接続装置７ａ、７ｂ、５３及び５６によっ
て、モジュール４を連結部５に容易に着脱させることが
でき、従って２個のモジュール３及び４の開の接続を容
易に確立したり解消したりできる。 第１２図はポンプ５０〜５２の（接続管５６及び管３４
を通じての）加圧の終端位置を実線で示し、（管３３及
び接続管５３を通じての）吸入の終端位置を破線で示し
ている。 ポンプ機能を有するモン′ニール３に関して述べたのと
同様の方法で、バッグ５２のダイヤフラムは押圧板５０
に添わせられ、モータ４６と電磁石５５及び５８はマイ
クロプロセッサによって制御される。 もちろん、押圧板による作動機構についての注意事項及
び上述のコンロッド／クランク装置の利点は心嚢外モノ
ニール４についても同じである。 腔４５内には、全体を軽量化するとともに各スペース５
９及び３６と通気させられる無効な容積６１によって血
液バッグ５２内の圧縮できない無効な容積を置ト換え、
従って、連結部５の自由なスペース３６の気体流量率を
減少させるために、抑圧板５０の血液バッグ５２と反対
側に、該血液バッグ５２内の無効な容積を減少させる二
とができる固定壁６０が設けられる。 第１４図及び第１５図に示されている電気制御１−６２
（＝Ｃ４モノニール３の各オリフィス２５．２６の答弁
、又は心嚢外モジュール４の答弁５４．５７として用い
ることができる）は直径上にあるピン６４の回りに回転
させられる単一の円板６３をイｌｉえる。 このピン６４は鉄心６７に固結された突出片６５が摺動
可能に挿入される螺旋溝６５を支持している。この鉄心
６７は、ソレノイド６８に電流が通された場合にツレ／
イド６８の中で軸心方向に摺動できる。鉄心６７は、ソ
レノイド６８のフレームに固＆＋１された案内板７０に
沿って摺動する１条の溝６９が設けられているためにそ
の軸心回りに回転することができず、従って、その軸心
方向への移動によって円板６３が回転させられることに
なる。 図には示さないが、この円板６３を駆動するために、永
久磁石をピン６４１こ直角な軸心を有する１個のソレノ
イドの中心に位置させてピン６４に固定してもよい。こ
のようにすれば、ツレ／イド６８への通電により永久磁
石を変位させ、その軸心をソレノイドの軸心から浮き上
らせることにより、バルブを回転させることができる。 これを変形したものとして、上記ピン毛４を単に初歩的
な直流電動モータの回転子に結合するだけでもよい。 第１６図及び第１７図に示す電気制御弁７１の実施例で
は、共通の幾何学的軸心７４の回りに回転できるような
２枚の半円形板７２及び７３が設けられる。 それら半円形板７２及び７３の回転軸７４は従って同心
状になっている。 半円形板６２は（その回転変位を行わせるために）電動
モータの外周態形巻線７５に結合される。 半円形板７３はそのモータの内部籠形巻＃Ｘ７６に結合
される。 その結果、通電により、該モータを回転角方向に支持す
る支持台がなくても、半円形板７３に対する半円形板７
２の回転変位が生じる。 このようにすれば、開弁位置（第１７図に示す）では、
２枚の半円形板７２及び７３は互いに飢の一方に背中合
せにくつイ１けられるが、流線に対して共にどのような
角度にも位置させることができる。 このようにすれは、全体的な流れの中でそれら半円形板
７２及び７３に最適の位置を与えるのは流体（血液）そ
のものとなり、このことは弁内に於ける圧力降下を減少
させるうえで重要な要因となっている。同じことが閉弁
時にも適用され、又、通常側半円形板７２及び７３が同
時に弁受止め面７１１〕に当接さぜられることはない。 第１８図及び第１９図に示された弁の第３の実施例は特
に心嚢外モジュール４のために考え出されたものである
。心嚢外モジュール４の構造は実際上２枚の弁を同一平
面上に位置させることを強いるものである。それは圧力
降下を完全になくせるという利点を有する。この実施例
では、弁の面に直角で流線に平行な各ピン７９と８０に
枢着された２枚の蝶番弁７７及び７８を備える。 電動モータ８１及び８２その他の装置は答弁を閉止位置
から交互に腔８３内に収納されるように移動させて血液
の流路を全開できるように構成される。 血液の損傷をなくすべく、答弁７７及び７８と弁支持部
８４とを決して完全には当接させないようにするために
、ピン７９と８０で答弁７７．７８が支持されている。 交互に２つの流れを多かれ少ながれ全体的に閉塞するた
めに単一の蝶番弁と単一のモータを用いることも考える
ことができる。 第２０図は本発明の人工心臓のブロック図を示している
。移植される部品からなる組立部品８５は次のものを備
えている。即ち、 一心嚢内で、右心耳ＯＤと肺動脈ＡＰとの間の動脈路の
機能部８６、モジュール４と大動脈ＡＯとの間の動脈接
続の機能部８７及び左心耳ＯＧとモジュール４との間を
接続する機能部８８の各機能を演するモジュール３、 一左心耳に延びる共通の肺静脈として働く管３３、大動
脈に接続される動脈ダクトとして働く管３４、補助左心
耳と共通の体積補償室として働くスペース３６及び電気
接続線３８を備える連結部狙−心肴外の腔内で動力左心
室として働くモジュール４、 一サーボ制御、監視等に役立てられる電気二二Ｚト）３
１〕、 一移植できない第２の蓄電池及び／又は高周波受信器５
ノ１、 をイ１１える。 この移植される部品からなる組立部品８５は外部の１個
又はそれより多数の携帯可能な副組立部品（」２（電子
装置、充電可能な外部蓄電池等）及び血液循環のパラメ
ータや人工心臓のパラメータを考慮する１個の診察コン
ソールボックス９３に接続することができる。 移植された組立部品８５と副組立部品９２及び９３との
間には、皮膚９５を貫通する通路９４による皮膚連結部
、及び／又は高周波発信と受信装置９１．９６とによる
超皮膚連結部が存在する。 第２０図には静脈還流血圧を検出し、人工心臓のリズム
を制御するために心嚢モジュール３に配設されるセンサ
９７が模式的に示されている。そのような目的のために
、センサ９７は連結部５に通された電気接続線３８に接
続される。 注意すべきことは、本発明では両ポンプを分離すること
により、各周期に於いてポンプで送られる血液量を増加
させることができ、その結果ポンプの作動周期を減少さ
せることができ、従って、両ポンプの寿命を長くできる
という二とである。

【図面の簡単な説明】

第１図は基本的な動脈及び静脈と共に天然心臓を概念的
に示す正面図、第２図は本発明の原理を概念的に示す人
体図、第３図は本発明に係る人工心臓の一実施例の環路
外観図、第４図、第５図及びｌＲ６図は本発明の人工心
臓の心嚢モジュールの一実施例を示すそれぞれ一部を切
除した正面図、左側面図及び平面図、第７図、第８図及
びｉｌｓ図は第４図第５図及び第６図に相当する心嚢モ
ジュールの押圧板の配置変形例を概念的に示す正面図、
左側面図及び平面図、第１０図は本発明に係る人］二心
臓の２個のモノニールの間の管状連結部の横断面図、第
１１図、第１２図及び第１３図は本発明に係る余人］二
心臓の心嚢外モジュールの一実施例を示すそれぞれ一部
を切除した正面図、左側面図及び平面図、第１４図及び
第１５図は本発明に係る全人」二心臓の心嚢及び心嚢外
画モジュールに用いられる電気制御弁の第１実施例を概
念的に示す要部断面図及び側面図、第１６図及び第１７
図は本発明に係る人］二心臓に用いる電気制御弁の第２
実施例を概念的に示すの一部切除平面図及び直往縦断断
面図、第１８図及び第１９図は本発明に係る全人工心臓
の心嚢外モジュールに特に適用される電気制御弁の第３
実施例の平面図及び側面図、第２０図は本発明に係る人
工心臓のブロック図である。 １・・・天然心臓、２・・・心嚢、３・・・心嚢モジュ
ール、４・・・心嚢外モジュール、５・・・連結部、８
・・・外皮、１３・・・グイヤ７ラム、１４・・・押圧
板、１６・・・アーム、１９・・・電動モータ、２０・
・・減速歯車、２１・・・クランク、２２・・・コンロ
ッド、２５・・・オリフィス、２６・・・オリフィス、
２９・・・オリフィス、３０・・・第１７フイス、３１
・・・オリフィス、３２・・・外皮（第３のダクト）、
３３・・・管（第１のダク））、３４・・・管（第２の
グク））、３６・・・自由なスペース（気体通路）、３
８・・・電線、４０・・・ケーシング（外皮）、４６〜
５２・・・第２のポンプ、４６・・・電動モータ、４７
・・・減速歯車、４８・・・クランク、４９・・・コン
ロッド、５０・・・押圧板、５１・・・ピン、５２・・
・血液バング（グイヤ７ラム）、５４・・・弁（電気制
御弁）、５７・・・弁（電気制御弁）、６２・・・電気
制御弁、６３・・・蝶番弁、７１・・・電気制御弁、７
２・・・蝶番弁、７３・・・蝶番弁、７７・・・蝶番弁
、７８・・・蝶番弁、９７・・センサ、ＡＯ・・・大動
脈、ＡＰ・・・肺動脈、ＣＤ・・・右心部、ＣＧ・・・
左心部、ＯＤ・・・右心耳、ＯＧ・・・左心耳、〜ｉＣ
１・・・上大静脈、ＶＣ８・・・上大静脈、＼７　Ｐ　
ｌ）・・・右肺静脈、ＶＰＧ・・・左肺静脈。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、　それぞれ左心部と有心部とに代る２個のポンプと
   各ポンプを制御する制御装置とを備えた全人工心臓にお
   いて、 置換すベト天然心臓の右心部の機能を果たし、密封外皮
   内に包み込まれて置換すべき天然心臓の心嚢内に収納さ
   れる１個の心嚢モジュールと、置換すべき天然心臓の左
   心部の機能を果たし、受納する患者内の生理的に無性の
   空腔内に収納される１個の心嚢外モジュールと、両モノ
   ニール間の機能的連結部とからなる不可分の機能的ユニ
   ットを設ける一方、他方では、上記制御装置は各ポンプ
   を互いに逆位相で動作させる制御を行えるように構成し
   、上記心嚢モジュールの上記外皮にはそれぞれ右心耳、
   肺動脈、左心耳及び大動脈に結合されるべき４個のオリ
   フィスを設け、上記右心耳に結合されるオリフィスと肺
   １１ｉｂ脈（二結合されるオリフィスには該外皮内ｌこ
   収納された第１のポンプの入口オリフィスと出口片１）
   フイスとして作用させるｔこめに弁を設ζ干、上記心嚢
   外モジュールはそれぞれ弁を有する１個の入口オリフィ
   スと１個の出口片１）フイスとを備える密封外皮に封入
   された第２のポンプ゛を設け・ 上記機能的連結部に、心嚢モジュールを貫通し、心嚢モ
   ジエールの左心耳に対応する第１７フイスと心嚢外モジ
   ュール内１こ組み込まれた第２のポンプの入口オリフィ
   スとを結合する第１のダクトと、上記心嚢モジュール内
   を通過し心嚢モジエールの大動脈１こ対応するオリフィ
   スと心嚢外モジュール一二組み込よｈた第２のポンプの
   出口オリフィスとを結合する第２のダクトと、第１、第
   ２の両ポンプの血液が通過する側と反対側と゛うしのＩ
   ｉｎこ気体通路を形成する第３のダクトとを設（すたこ
   とを特徴とする、全人工心臓 ２、　上記心嚢モジュールに上記第１のポンプを駆動す
   るための電動（幾械装置を設けた特許請求の範囲第１項
   記載の全人工心臓 ３、」１記心嚢モジュールの外皮が、少なくとも火几、
   置換すべき天然心臓の本積及び大きさを有し、右心耳、
   肺動脈、左心耳、及び大動脈を結合するために該外皮に
   設けられた各オリフィスが少なくとも実質上それらの各
   心耳及び各動脈の自然の配置と一致するように配置され
   た特許請求の範囲第１項記載の全人工心臓 ４、　上記心嚢モジュールに、上記第１のポンプに流入
   する静脈の血圧を検出するとともに測定された血圧に基
   づぎ人工心臓の機能を調節するためのセンサを設けた特
   許請求の範囲第１項記載の全人工心臓 ５、　上記心嚢モジュールの右心耳と肺動脈とを結合す
   るための各オリフィスに設けた」二記答弁を電気制御弁
   で構成した特許請求の範囲第１項記載の全人工心臓 ６、上記第１のポンプをダイヤフラム型のポンプで形成
   し、このポンプを駆動するための電動機械装置にそのダ
   イヤフラムに直接当接させられる押圧板を設けた特許請
   求の範囲第１項記載の全人工心臓 ７、上記第１のポンプをダイヤフラム型のポンプで形成
   し、上記センサを上記第１のポンプのダイヤプラムに取
   りイτｊけた特許請求の範囲第４項記載の全人工心臓 ８、上記連結部が」１記心嚢モジュールの下部を心嚢外
   モジュールの上部に連結する特許請求の範囲第１項記載
   の全人工心臓 ９、上記心嚢モン゛ニールと」二記連結部とを互ｂ・に
   固結し、上記第１、第２及び第３の各ダクトと心嚢外モ
   ジュールを離脱可能ｌこ結合した特許請求の範囲第１項
   記載の全人工心臓１０、両モジ゛ニール間の連結部の第
   ３のダクトをその長手方向には柔軟に　径方向には剛直
   に形成し、第３のダクトでｖＪｌ及び第２のダクトを取
   り囲ませた特許請求の範囲第１項記載の全人工心臓 １１、心嚢モジ゛ニールと心嚢外モノニールとを接続す
   る電線を第３のダクト内に収納した特許請求の範囲第２
   項、又は第５項記載の全人工心臓 １２、　１．：配糖２のポンプをダイヤフラム型のポン
   プで形成し、上記心嚢外モジュールにその第２のポンプ
   を駆動するための抑圧板を有する電動機械装置を設けた
   特許請求の範囲第１項記載の全人工心臓 １；３．　心嚢外モジュールに組み込まれた２個の弁を
   各電気開閉制御弁で構成した特許請求の範囲第２項記載
   の全人工心臓 ＋　４　、　−１１記心資及び心嚢外画モン゛ニールの
   答弁を各電気制御弁で構成し、上記制御装置に」二配糖
   １及び第２のポンプの電動機械装置と心嚢及び心嚢外画
   モジュールの答弁を制御するマイクロプロセッサを設け
   た特許請求の範囲第２項記戦の全人工心臓 １５、Ｌ記心禽モジュールの電動機械装置及び弁の制御
   力吐記心嚢外モジュール及び連結部の第３のダクトに収
   納された電線を介して行なわれるように構成された特許
   請求の範囲第１４項記載の全人工心臓 １６、上記電動機械装置を電動モータと該モータの逆転
   を防止するコンロノド／クランク機構とで構成し特許請
   求の範囲第６項、又は、第１２項記戦の全人工心臓 １７、」１記押圧板、コンロンド及びクランクの相対位
   置を生理学的要求に適合するように押圧板の進退速度に
   対して設定して、モータ速度の周期的増減が僅かになる
   ように構成した特許請求の範囲第１６項記載の全人工心
   臓１８、心嚢モジュールを細長く形成し、」１記押圧板
   が該心嚢モノニールの技手方向に略々平行な方向に往復
   変位させられるように構成した特許請求の範囲第６項記
   載の全人工心臓１９、心嚢モノニールを細長く形成し、
   」二記押１王板が該心嚢モノニールの技手方向を略々横
   断する方向に往復変位させられるように構成した特許請
   求の範囲第６項記載の全人工心臓２０．上記押圧板を湾
   曲させた特許請求の範囲第１８項、又は、第１９項記載
   の全人工心臓２１、上記答弁にその一直径の回りに揺動
   可能な１枚の円形の蝶番弁を設けた特許請求の範囲第１
   項記載の全人工心臓 ２２、Ｊｚ記各答弁揺動ストロークの一端で面一状に並
   らぷ゛とともに他端で互い１こ背中合せになるように共
   通の一直径上の軸心の回りに連節された２枚の半円形の
   蝶番弁を設けた特許請求の範囲第１項記載の全人工心臓 ２３．２個のオリフィスを交互に開閉するために一平面
   上で往復変位させられる１枚の蝶番弁を有する人−に心
   臓用電気制御弁 ２４．２個のオリアイスを交互に開閉するためにそれぞ
   れ各オリフィスに組みイ１けられそれぞれ一平面上で往
   復変位させられる２枚の蝶番弁を有する人工心臓用電気
   制御弁