JPS61500534A - 埋込み可能の心臓ポンプ - 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】 埋込み可能の心臓ポンプ 発明の分野 本発明は埋込み可能な人工心臓装置に関し、ざらに特定すると１体内外の吸排（ ｖｅｎｔ　）を要せずζこ胸部空洞（ｃｈｅｓｔ　ｃａｖｉｔｙ　）門に完全に 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、必要な血液量を玉流する（　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つる顕著な 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２５７，７５２号および！３４７，１８４号は体 内外吸排も外部圧縮器も必要でなく、従って内部電力源と共シこ体内空洞内に含 め得る人工心臓装置を開示している。しり）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。したかって大ていの者 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。

本発明による心臓ポンプはよく知られた心得度数に比較して高い、乃）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倍テアル。

ここでｎはｍより大きな整数であり１ｍは小さな、しっ）し１よりは大きな、整 数である。古典的な例ではｎ／ｍ＝１で、正常８搏度数周波数そのものである。

この１倍を下の説明及び請求の範囲でｒＮＪと称する。この数は分母の方が小さ い分数であって、たとえば１−・２・２Ｔ等である０正常公簿度数との同期を容 易にするため１便利なポンプ周波数は毎分約２１６搏Ｔなわち３Ｘ７２（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ｌこまって制限され、又、起こり得る 血液細胞の損傷・によって制限される。Ｉこ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ζこ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ζζおいては、そのような小さな、力）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ｎ、それらのモーターチャンバが 共通のコンジッ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 。このコンジットに従属チャンバ（ｃｏｍｐｌｉａｎｃｅ　ｃｈａｍｂｅｒ）を 接続してさらに圧力変化を低減し得る。

正常８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力）ら顕しくの）け離ｎ 、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ｆこ有用なポンプの、一部を切り取った、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ック線図である。

第３図は、本発明に基づ（多重ポンプを利用した。従属チャンバを含むポンプシ ステムである。

第１■は本発明の実施例に基づいて人体中Ｃζ埋込むに適した先行技術のポンプ ａＱの側面■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３４７，１８４号ｌこその作動と共に詳細に開示さｎている。

このポンプは三つのチャンバ（１１，１２，１３）と、中央チャンバ（１２）内 ｆこ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８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（ｒａｍｐｍｅｃｈａｎｉｓｍ）　（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）−こまって二つ の抑圧板（ｐｕｓｈｅｒ　ｐｌａｔｅｓ　）　（１６，１７）の上下運動に変換 される。

本発明の理解ｌこ同様に重要である点は、抑圧板（１６，１７）が押し・引き運 動によってそｎぞｎ、上下運動を行い、チャンバ（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）を介してチャンバ（１１，１３）に入 り、出口（２２，２３）を介してチャンバ７））ら出る。

ｉも注目すべき点は、三つのチャンバの全体積が一定量であり、中央モーターチ ャ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。これらチャンバは、被せ板（２ ７，２８）の縁に装着された結果チャンバの柔軟性密閉壁を形成するｆａ（２５ ，２６）によって密閉されており、これらの膜に対して押圧板（１６，１７）が 圧力をＶ）ける。第１図に示すポンプでは抑圧板（１６，１７）の平行な配置は 、抑圧板（１６，１７）が降下されてチャン、バ（１３）が収縮するときにチャ ンバ（１１）が膨張するようにされている。チャンバ（１２）はモーター及び抑 圧板駆動機構を収容しているが、その壁（抑圧板）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ｌこよって決定される。正常 公庫の一搏毎に８３−の血液が玉流される。平均的心臓は約毎分７２心搏を有す るＯその結果、正常心臓苓こよって毎分約６１の血液力Ｓ正流される。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 乃、し８３−を正味の変位量とするポンプはどちらＶ）と云えば、かさばるもの であって、従って限定された人にし７１１）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って８３ｄの体積の変位 を起こすことは必然的に、モーター駆動チャンバの壁を確定しているピストン又 は膜の反対側表面（こよって同量の８３−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ャンバが密閉されていれば、ピストン（又は膜）はチャン 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、したがって血 液ポンプとしてのモーターの効率を低下させる現在の試みは大気に対して開７１ ）れた駆動チャンバの体内外吸排、又は「従属チャンバ」の使用に頼っている。

（従属チャンバは駆動モーターチャンバと流体的に通じた。ｖ）つ少なくとも一 つの大きな柔軟性の壁を有したチャンバである。この壁は正常ポンプ運動によっ て導入される駆動チャンバ内圧力変動を許容丁べく、少々変位する。この壁が小 さいことｌこよって流体圧力差すなわち背圧が低下され、従ってさもなければポ ンプの運動ｌこまっ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ｎばポンプ周波数を０／ｍ倍（ｎ＞ｍ〉１）だけ増大すること（こより、　 ７１）つ、それと比例的に小さくされた体積のチャンバを利用することによって 、単位時間当り等測量の血液を正流しうるようにしつつ、ポンプ寸法を低減でき る。力１くしてより小さな従属チャンバを使用できる。

正常心得周波数である毎分７２心搏の５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■る〇ポンプが作動する周波数は制御回路’３Ｇによって 決定される。制御回路（至）は人体の心臓筋肉内の神経末梢部乃）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ｌこ標準的Ｉこ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図のブロック６υによって表示されている。

この装置はＥ　Ｍ　Ｇによって検出された６搏に同期された適当な電気信号ｃ３ ２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言アルゴリズム （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。予言アルゴリズムを与えるためのこの回 路は第２■においてブロック（３５）により表わされる。このここで予言アルゴ 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力）の考察を検討し よう。

物質の各粒子は時間的ｌこ反復する運動７３）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１人体 のそのようなパターンの一つは心臓の搏動である。

こわ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７））の機能を観察する場合である。けわ、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Ｖ）で又はどこでも１人体は時計にな っており、時間を計測して心臓筋に信号を送り、収縮させて血液を正流させてい 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ｌこはない。

心臓が別人力）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６搏が同期さｎ１１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 ｉこ制御される。

い７））なる機械的心臓もしくは心、滅補助装置も人体の血液循環系内に設置さ れる場合、機械的心臓ら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ｉこ応答すべきである。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ｌこ適当に応答しないと、人体 の心臓制御中枢は葛藤する。この暦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１こ暴挙を引 き起こ丁と丁度同じようｌこ。

意識下の同様な葛藤が意識下に統御さｎ、た暴挙を起こし。

たとえばけいれんとなって現われる。

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１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、受信さゎ、たこと、そし て適切ｆこ作用したこａを中枢に示す応答を適当時Ｉこ、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、Ｔ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。

こむ、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丁ことになる、ということである。

正常人体機能ｉこ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（ｈａｒｍｏｎｉｃｍｕｌｔｉｐｌｅ　）である周波ｐにて 埋込み心臓を動力）せること、及び正常流量工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 ｆこ調和させることである。このこる半整数倍に増大させることＣζより達成さ れる。例えばもしも周波数が２倍（こされて、毎分１４４搏ｌこなれば、第１図 のチャンバの変位体積は、この増大がされな力ゝ９た場合にポンプで圧流しなけ ればならない血液量の１こった捧でよい。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１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ックス上の条件もまた本発明のこの調和倍ポンプ圧流 によっ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得する時を示す心臓筋神経末梢Ｖ）らの入力信号 Ｉこ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って入力信号−こ同期された周 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、これらの古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＝０７ｍは。

正常な公簿−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である上側では。

１回置きのポンプ行程が正常公簿時に起こり５実際、各正常心搏は（一つの中間 的ポンプ行程を伴って）同時的な対応的ポンプ行程を一回有する。より一般的ｌ こ、ｎ／用 の形のＮ（ｎ、ｍは整数であり、ｎ　）　ｍｙｒ＋ツ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が約数（即ちｎ　＝　 ｃ口’　、　ｍ　＝　ｃｍ’であり、ｎ′と１′はそれぞれｎ、ｍより小さな整 数である）を有丁れば・ポンプ行程と正常心搏が一致する中間的な心得が０回・ ｍ回目公簿前にあることになる。数Ｎを公簿数の調和倍数と呼ぶ。ポンプ周波数 が正常心ｂＩｉｃこ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、従っ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、従って例 えば５又は６．Ｃす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って連続的流れをもつポ ンプと類似することζこなる。したがっ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６搏の小さな数を分母とする分数の倍数を指Ｔ０ 血液流量を変化させることもまた重要なことである。

予言アルゴリズム（ｐｒｉｄｉｃｔｉｖｅ　ａｌｇｏｒｉｔｈｍ　）は「微分す る」こと、すなわち時間的なＥ　Ｍ　Ｇ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。このよう血圧が約１５ ０朋Ｈ，９（弛緩期）及び１００　ｒａｒａＨ９（収縮期）の間の正常限界内に 留まり、平均圧力が平均約１２０ｔｘｍＨ９Ｋｆ、；ルＣとも重要である。コニ ンクスパーク（Ｋ　ｏｎｉｎｇｓｂｅｒｇ　）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ｌこ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８搏信号の 周波数は正常心臓６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。埋込み装置のチャンバの実際の体積は次の方程式によって決定 される。

自然の心臓のチャンバ体積　機械的公簿度ここでＫは摩擦、圧力、及びポンプチ ャンバの幾何学的配置ｆこ関係した定数であり、、Ｊ：＜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乃）ら決定される。現在入手可能 な機械的心臓のチャンバ体積は８゜ないし９０ｍ１である。

第１図の例示的なポンプ装置は、チャンバ（１２）内ｌこ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 ｌこよって駆動さｎ６る。回転子を駆動子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）ｆこよっ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君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８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ｆ、ｉ　ｆ　：ｆ−ツ タ・バルブを含む。そのようなバルブの検討は十分ｌこ私の前記特許出願に含ま イ１ている。

正常心臓６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 ７））ｌこ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。

二つのチャンバポンプであってモーター及び駆動器の７１ウシングが一定にとと まるように二つのチャンバか交互に膨張収縮するもの、ｌこついて■示し、説明 したか、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。

したがって本発明は第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 たものとして冥施できる。そのような装置か第３図１こ示されている。二つのポ ンプであってその一方がチャンバ（１２）のようなモーターチャンバと共にチャ ンバ（１１）のみを含み他方のポンプかモーターチャンバ（１２’）と共ζこチ ャンバ（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ｌこ配置することができょう。その一方のポ ンプチャンバの圧縮サイクルは他方のポンプチャンバの膨張サイクルに同期され 、そのモーターチャンバは、血液か両者間を流ｎ、ることができるようｆこされ た柔軟性コンジット（４１）により接続される。これらポンプは反対位相Ｉこ作 動されるのでモーターチャンバの体積変化は実質的に等大かつ反対であって、そ の結果、作動期間中の二つのモーターチャンバの全体積の正味変化は非常メこ小 さい。カくシて体内外吸排の必要はまったくない。そのようなポンプはそれぞれ その比較的高周波の作動によっ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ット（４１ ）に従属チャンバ（３７）を接続することにより、さらに利点が増す。この従属 チャンバに対する接続は必要に応じて従属チャ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ットで行なわれる。このようにしてポンプモーター チャンバ内に発生されるい小なる負の正味圧力も最小限となるようζこ制御さｎ 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、 小さな従属チャ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 とによって、モーターチャンバもまた二つ以上のポンプ刀）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ｎらポンプかある位相関係の下に駆動さ ｎｌ、その際、チャンバの正味体積変化を零（こ近くしうる。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１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って。

これまでｆこ必要とされたよりも一層小さな従属チャン１＜を備え１こものを全 部的に埋込むことができる。この高い周波数の作動によって本実施例においてポ ンプ及び従属チャンバの双方の効率を増大する。従っ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〇国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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張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にして該駆動装置により駆動 される素子と、を含んでおり、 該駆動素子がさらに、該第一チヤンバの体積の膨張及び減少とそれぞれ同期した まま該第三チヤンバの体積を交互に減少及び膨張する結果該第二可動素子か該第 二チヤンバの体積を膨張させる際に該第一可動素子が該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か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、該制御装置が 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該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、該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、該第 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、該第三チヤンバの体積を交互 に膨張及び減少しうるように該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、 該制御装置が、該第一チヤンバの減少及び膨張に対しそれぞれ該第三チヤンバ体 積の膨張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、 該第一可動素子の運動により起こされた該第二チヤンバ体積変化が、該第二可動 素子の運動により起こされた該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，埋込み可能心臓ポンプ。 ８請求の範囲第７項に記載の心臓ポンプシステムであつて、該第二及び第四チヤ ンバの該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シ ステム。 ９人体内に埋込む機械的心臓ポンプシステムであつて、少なくとも第一及び第二 のポンプにしてそのおのおののポンプが少なくとも第一及び第二のチヤンバを有 し、該第二チヤンバおのおのが入口及び出口コンジツトを有し，該第二チヤンバ おのおのかその関連の該第一チヤンバの体積を交互に膨張及び収縮する駆動装置 を収容しており、該第二チヤンバの体積か該ポンプそれぞれの全体積を一定に維 持するように収縮及び膨張する、第一及び第二のポンプと、 該第二チヤンバ間に接続されて流体を両者間に流れるようにするための流体コン ジツトと、該第二チヤンバが共同して全体積を実質上一定に維持するように、該 駆動装置を位相を合せた関係に制御する装置と、 を含んでいる機械的心臓ポンプシステム。 １０請求の範囲第９項に記載のシステムであつてさらに該流体コンジツトに接続 された従属チヤンバを含んでいるシステム。 １１人体中に埋込むポンプを含んだ改良された人工心臓システムにおいて入口及 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シス テムであつて、該ポンプに通しており、正常心搏数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 ることを改良点とするシステム。 １２請求の範囲第１１項に記載の人工心臓において、該制御装置がさらに 心臓筋神経の正常心搏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。 １３請求の範囲第１１項に記載の人工心臓システムであつて、複数のポンプを含 み、該制御装置が各ポンプに正常心搏の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、人工心臓システム。 １４請求の範囲第１３項に記載の人工心臓システムにおいて、該複数ポンプの全 変位が正常心臓の変位の約１／Ｎに等しい、人工心臓システム。 １５請求の範囲第１３項に記載の人工心臓システムにおいて、各ポンプが流体圧 流チヤンバ及び非正流チヤンバを含み、各該非圧流チヤンバか対応の流体圧流チ ヤンバの瞬間体積変化と逆向き瞬間体積変化を行ない、さらにすべてのポンプの 非圧流チヤンバか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、人工心臓システム。 １６請求の範囲第１５項に記載の人工心臓システムにおいて、該大きな非圧流体 積の正味瞬間体積変化が実質上零となるようにポンプか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、人工心臓システム。 １７請求の範囲第１５項に記載の人工心臓システムであつて、該非圧流チヤンバ 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システム。 １８請求の範囲第１６項に記載の人工心臓システムであつて、該非圧流チヤンバ 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システム。