JPS63501929A - 外部拍動心臓補助装置 - 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】 外部拍動心臓補助装置 技術分野 この発明は、外部拍動（ｐｕｌｓａｔｉｌｅ）心臓補助装置における新規で有益 な改良に関し、特に、外科的または経皮的な方法で、一時的または緊急の処置に 対して何時でも利用することが可能なユニットシステムを提供しようとするもの である。大静脈や心臓、および大腿部の動脈や大動脈に接続されるカニユーレ以 外は、そのユニットは患者に対して外部に設けられる。これは、デザインを／Ｊ ゛−・化して用いる必要がないので、血液の濾過、拍動運転の発生、血流の自動 制御と測定、そしてすべての作動部分の容易にみられかつ接近することを含む操 作がより効果的となる。 この発明の第１の分野は、特に、心臓手術、梗塞や他の心臓損傷を伴う外傷期間 、血管成形外科のようなさまざまな他の処置、あるいは移植を適合させるための 待機などの期間に、衰弱したりあるいは病んだ心臓の出力を補助するか又はその 肩代わりをすることに関する医学である。更に、第２の分野は、患者の状態を伝 えたり心臓の補助パラメータを制御したりするために利用される電子工学である 。 背景技術 長期間の心臓切開手術を可能にする人工心肺の出現以来、体内の心臓及び心臓弁 膜の治療、冠状動脈のバイパス、自然お上び人工心臓の移植その池を含む多くの 新しい外科技術が発達してきている。心臓発病後の、又は、慢性的に衰弱した心 臓を補うための外科的処置を施す期間に、患者の体に流れる血液の透口を補助し たり、あるいは完全に肩代わりする処置が発達してきている。これらのい（つか は、大動脈の中に小さな拍動する気球を設置することを提案しており、それによ って心臓の作業量が軽減される。しかし、それらは心臓の作業量の約２０％まで を救済するにすぎない。多くの人工心臓及び左心室の補助装置が発達している。 人体におけるスペースの限界や濾過作用の欠如や長期使用における材料の白液適 合性の問題のために、これらは余り成功しているとはいえない。 外科手術や、進展性梗塞の処理や、移植の可能性のある低音を自然の心臓が利用 できるようになるまで維持することのような一時的な問題のために、病院用非常 カートの上に搭載でき、患者に迅速に接続され、患者の体内に設置された小型化 ユニットにおけるよりも優れたサービスを提供することが可能な拍動ポンプの必 要性が見られる。 さらに、患者が進展性心筋梗塞の処理を受けている時には、可能な限り心臓の仕 事の負担を助けることや、さらにまた人体のあらゆる器官に血液を供給する実質 的な脈圧を提供することが必要である。この場合には、心筋の動脈ネットワーク における付帯的な循環路を開く必要がある。これは、心臓拡張期間を長く持続さ せる血圧を維持することによって、もつとも効果的に達成される。この非常事態 において、心臓の作業量を大幅に軽減し、心筋動脈ネットワークへの血液の供給 を助ける脈動圧パターンを十分に維持することが可能である場合には、外科的な 干渉は不必要となるであろう。 発明の開示 この発明は、循環システムの静脈と動脈へカニユーレで患者に接続するだけで、 非常時に自然心臓の鼓動を拍動的に補助したり、あるいは肩代わりする方法と装 置を含むものである。これは、自然の脈圧の維持や、血液供給の濾過や、患者の 状態に対するより迅速で適切な応答や、心電図と血圧波形と患者の実際の血液流 量との検出に対応した血液流の自動的制御における効率の向上を可能にする。そ のユニットは何時でも利用できるようにポータプルな病院用カートの上に搭載さ れ、患者に対して危険を伴うことなく不調なユニットとの迅速な交換を可能にす るものである。 もし、血液回路に閉塞が起きた場合には、自動的にそのことを検出して警報を発 すると共に、患者や血液供給システムの種々の要素に対する弊害を除去するため 血液供給圧を低減させるように、装置が提供される。心拍数が高くなりすぎた場 合には、そのユニットは、特定の設定可能な一定の周期を利用して所定の規則的 なリズムを持たせた鼓動に、その鼓動を変換する度合を増大させて、より好まし い鼓動効率を持続させる。 不用意に心臓が鼓動を停止した場合には、マイクロプロセッサは、特定の設定可 能な期間の経過後に、特定の設定可能な速度で、しかも潅流担当者や医者がその ユニットのフロントパネルで設定した単位時間当りの量の血液を自動的に供給す る一鼓動当りの量の脈動血液を、そのポンプに放出させる。心臓が再び鼓動を始 めた場合には、マイクロプロセッサは直ちに応答して、血液の拍動時の放出が患 者の心臓の鼓動に同期して心臓収縮の終りで増大する処理モードに、そのユニッ トを復帰させる。 その気球拍動ユニットは、殺菌された等張塩水溶液を含む液圧システムによって 駆動され、漏出があったとしても患者には全く害を与えることがない。さらに、 この液圧システムは、ピストン駆動周辺に漏出が全く生じないようにシールされ たベローズを採用している。 そのユニットは、ＥＫＧ　（心電図）の測定に応するソフトウェアプログラムを 備えたマイクロプロセッサによって完全に制御される。増大する拍動的な放出の タイミングや流速は、スクリーンを観察する潅流担当者や医師によって調整され ることが可能である。 そのＥＫＧは、患者の皮膚から直接にあるいは利用可能な病院用モニターを介し て測定される。電子回路は、そのＥＫＧ信号を濾波してＲ波（Ｒ−ｗａｖｅ）を 認識し、そして一定間隔の刺激的な信号を無視する。複数の連続的なＲ波は連続 的に平均化される。この装置は、心臓の鼓動に同期する場合には、鼓動による血 液放出を、Ｔ波（Ｔ−ｗａｖｅ）の減衰時に開始して次の心臓収縮がまさに始ま ろうとするときに終了することによって、正規の血液流量を増加させるように一 般的に調整される。それによって心臓拡張期間中に、さらに優れた血液流が供給 される。 特定の性質が一層明白になる、この発明の要約に続いて、この発明は図面やそれ に伴う詳細な説明や特許請求の範囲によってより完全に理解されるであろう。 図面の簡単な説明 第１図はこの発明の構成及び患者を示す概略の機能説明図であり、第２図はユニ ットが搭載された病院用カートの斜視図であり、第３図はこの発明から導出され る大動脈圧ラインを追加した従来技術の人体心臓周期チャートであり、第４図は 拍動装置の概略図であり、第５図は拍動装置内のバルブの斜視図であり、第６図 はサーボメカニズムの一部を示す概略説明図であり、第７図はサーボメカニズム のブロック線図であり、第８図はベローズを含む機械的な駆動装置の断面図であ り、第９図はダイ′　ヤフラムハウジングの断面図であり、第１Ｏ図は電子制御 及び第１図に示すように、静脈血は患者１６から取出されそして外科的方法かま たは経皮的方法かどちらかの方法で動脈側に戻される。外科的方法は心臓が、切 開された胸部から露出するところの開心手術と同様である。血液は重力または眼 圧によって大動脈内のカニユーレを通して移送され、酸素供給機ｌ′Ｉを通経皮 的方法においてカニユーレは、右脚大腿部静脈内に挿入され、そして血液を採取 するために右心房または左心房へ送られる。血液が左心房から採取される場合は 、肺は機能するであろうから酸素供給機は除かれるかもしくはバイパスされても よい。ローラポンプ１８は、約８０〜１００ｍｍＨｇ吸圧を有し、この方法にお いて血液を移送するために用いられる。 血液は酸素供給機１７を通過しくまたは酸素供給機１７をバイパスし）、そして 次に拍動ポンプ室１９に至る（または拍動ポンプ室１９をバイパスする）。拍動 ポンプ室１９は、選択的に分離ダイアフラム２２を経由する機械的駆動装置２１ に基づくベローズ２０によって作動する。血液は、次に血液フィルタ２３を通過 しくまたはバイパスし）、動脈側に戻る。外科的方法においては、血液の帰還は 大動脈側である。経皮的方法においては、血液の帰還は、左脚または右脚大腿動 脈に戻されるか、もしくはカニユーレは腹部の大動脈内の分岐を通して延長され てもよい。 観測スクリーン２６と操作制御部とを備えている装置が搭載されるポータプル型 病院用カート２４を第２図に示す。通常はＡＣ電源によって作動するが、自動切 換えによる緊急用バッテリーが備えられている。各モードは発光体２７と発光体 ２８によって表示される。バッテリーの充電の程度は２つによって表示され、装 置がＡＣ電源に切換わると、バッテリーは自動的に再充電される。バッテリーは 、最低９０分の作動をまかなうのに十分な充電量を持っている。 スクリーンは、拍動血液配給の最適タイミングを設定する際の指針として使われ る心電図、血圧波形モしてポンプ脈拍を表示することかできる。この血液の配給 は、スクリーンの心電図ライン（ＥＫＧ　１ｉｎｅ）の対応する部分を増感する ことによって表示することができる。発光体および／またはベル警報器３目よ、 心電図プリセット範囲、閉塞、バッテリー充電そして血液流量計のために表示さ れる。警報器の音量は、回転式スイッチ３２によって大きくすることができる。 　゛装置はパネル３３のスイッチ３６によって、自然の心拍数に同期させるか、 またはパネル３４のスイッチ３５によって正常の心臓に復帰させるようにセット される。ポンプの血液配給量は、３７によって心臓の交番鼓動にセットされ、こ のことは機械から心臓を雌す場合に特に有益である。 配給脈拍の開始時と存続期間は、スイッチ３８によって変えることができる。容 積／時間による平均流量は、４１に表示され、そして制御部４３によって変えら れる。輸血は流量ゼロ時に行うことができ、■から５の連続操作で４２によって ２０ｍＱずつ行うことができる。 第３図は、経皮的方法における心臓拡張期すなわち心臓がまだ鼓動しているとき のこの拍動装置の効果を示す、付記された一点鎖線による補足の大動脈圧線４４ を除いては先行技術の人体の心臓周期を示す教則図である。下降するＴ波で始ま る上う調子が合わせられる外部脈拍によって、大動脈圧は心臓拡張期に上昇する 。これは動脈の血液が必要とされる場合に一時的に人体の脈管系統全体にわたる 高い潅流圧と、そして副行循環が梗塞の最終サイズを制限するために必要とされ る場合に一時的に特に冠状動脈への高い潅流圧とを創り出す。 外相的方法において、心臓循環が完全にバイパスされている場合、拍動血圧は、 ローラポンプを有する人口心肺に上ってこれまで供給されていた一定圧力に変わ って、全ての脈管系統に適用される。拍動圧は脈管系統に対して平常であり、よ り良い潅流とより少ない抵抗をもたらす。拍動ポンプ室１９は第４図に示すよう に、ポリカーボネートまたはその他の剛性のある医療級の材料からなる構成要素 、そしてシリコン、シラスティックおよび／またはウレタンフオームまたはその 他の非常に柔軟性のある医療級の材料からなる構成要素を有している。入口血液 管４５及び出口血液管４６は一次血液流ラインに接続される。 一方向にだけ作動する入口三尖弁４７と出口三尖弁４８は、硬質シリンダ５１の 内部に離れて支持された袋状部材４９の両端　。 に設けられている。シリンダは、水圧流体人口５２と止めコック５３を備えてい る。円状基材５４と３個の尖頭５６を有する三尖弁の詳細図を第５図に示す。水 圧流体人口５２は、第９図に示す分離ダイアフラム２２に、選択的に接続される かまたは第８図に示すベローズ２０ハウジングに直接接続される。ハウジング５ ７は、ダイアフラムとガスケットとしてのシリコンシート５８を組み込んで互い に締め付けられる。ダイアフラム両側の開口は、水圧流体システムを急速に充填 し、止めコック５９は空気を排出させる。ダイアフラムハウジングは両側に水圧 流体管取付口６１．６１が備えられ、一方は上流側隔室６２に通じ、他方は下流 側隔室６３に通じている。 モータと発電機との組合せは、ベローズ２０に隣接して設置すられる。その各々 は温度補償された速度発電機巻線を備えた分巻電機子巻線を利用している。両方 の電機子に対する整流は、磨かれた銅セグメントと面接する金属黒鉛ブラシを介 して行われる。軸は２組のシールドされたボールベアリングで支持される。モー タの公称出力は１７２馬力で、４０００ｒｐｍの最大速度と１６ｏｚ−４ｎの最 大トルクを有している。発電機の出力はｌｏｏＯｒｐｍ当り２１ボルトの電圧勾 配を有する。 電力増幅器は、ＤＣモータ用の可変電源として機能するリニアー増幅システムで ある。この装置はコントローラとインターフェイスし、“′を幅間や方向におい て任意のモータ速度に比例する近似のアナログ電圧を発生する。回路はすべてソ リッドステート部品を利用しており、そして増幅器もしくはモータの過負荷を守 る保護回路が組み込まれている。モータ端子に利用できる最大電流は２２アンペ アで、最大電圧は±４０ボルトである。 最大電力出力は５３０ワツトに制限されている。 機械的駆動の目的は、コントローラからの信号を対応する流体の変位に変換する ことである。 サーボシステムは、電圧波形を形成するコントローラからの信号を受け入れ、そ の信号をモータ軸の角度変位に変換させる。 このサーボシステムの主要な構成要素は、近接して連結された速度発電機６７を 有する永久磁石モータ６６と、位置検出センサすなわちフィードバックポテンシ ョメータまたはそれと相当品６８と、電力増幅器を含んでいる。これらは出力比 減衰をもたらす内側ループを形成する速度発電機と、位置フィードバックを宵す る外側ループを形成するポテンショメータとを備えたサーボシステムとして設け られる。 サーボモータの回転動作は、振子移動するクランク６９を用いてベローズ装置に おいて直線運動に変換される。このクランクは、６０°の角度まで振子移動する 、２インチの半径によって生み出される２インチの効果的な直線変位を有するギ アーセグメントの複合体である。クランクの出力はトラニオン７２を介し、アー ムを、作動を直線に限定するリニアーベアリング７３に案内する。アームは、両 端部の硬化処理されたピン７６に掛けられた２個の１／２インチ直径のニードル ベアリング７４の助けを得て回転する。下側ピンは歯車片に支持されており、上 側ビンはヨークを介してリニアーベアリングの１／２インチ軸に連結されている 。リニアーベアリングはハウジング内に留められる２個のリサーキュレーティン グ（ｒｅｃｉｒｃｕｌａｔｉｎｇ）ボールベアリングからなり、ベローズに対し て直線の機械的変位をもたらす剛性処理された軸７７を案内する。サーボモータ と振子クランクとの間で効果的なトルク増加をもたらすよう歯車の対が用いられ る。この歯車の対は、モータ軸と一致する１４歯数ピニオンとかみ合う１６直径 ピツチの１２インチピッチ円上の３８歯数ギアーセグメントからなる。動作比は このように１２対ｌのトルク増幅を生じる。 ギアーセグメントは、２個のニードルベアリングで支持され、そして動きを束縛 する２個の剛性スラスト座金の間に止められる７／８インチ径の軸に対して固定 ネジを用いてロックされる。 ピニオンはモータ軸上にロックされ、案内として作用する単−ニードルベアリン グとともにハウジングの中の一体ベアリングによって支持される。 ギアーセグメントの機械的動作は、動程の両端にある剛性止め具によって、機構 に対する損傷を防止するよう最大７２°までに制限される。 位置はギアーセグメントによって動作する回転式ポテンショメータ６８から得ら れる。ポテンショメータは１０００Ωのエレメントを介し、３５０°の回転に渡 ってリニアーである。エレメントはサーボ増幅器の一１０Ｖに設定された電源か ら印加される。 ワイパーはこの供給電源をアースに対して分割し、それを制御ループの位置部を 閉じるために増幅器の補助入力へそれを返還させる。 ポテンショメータの１／４インチ軸は、固定ネジを用いて適所にロックされた３ ６歯数６４ピツチの平歯車ビニオンを有している。この歯車は、ギアーセグメン トに取り付けられた１８０歯数６４ピツチプルギアと歯合しており、プルギアは 、１／８インチ径菱形形状のビンを備え、かっＩ／８インチプルギアを軸方向に 貫通する７／８インチ径軸のまわりで振り子移動に従うよう束縛され、そして軸 に対してロックされたアルミニウムスペーサーに押さえられる。 歯車の対は１対５の上昇比率を生じるので、大きいほうのギアセグメントの６０ °回転に対して３００°のポテンショメータ入力を生じる。これは、アース基準 と１０ボルトとの間の電圧に対して、電圧と電圧のための位置との間及びギアセ グメントとギアセグメントが固着されているクランクの角度の間に一対一対応を 生じる。ポテンショメータ歯車対のピッチ線は、クランクアームのスラスト線と 非常に接近し、歯車の歯合におけるあそびの影響を最小にすることによって、実 際の出力に対する解析動作の比率を最適にしている。ポテンショメータハウジン グの種類は、ねじを備えた３個のサーボフィート（ｓｅｒｖｏ　ｆｅｅｔ）を介 して伝達機構にロックされるサーボマウントである。制御ループにおいて、位置 オフセットの微調整は、このサーボマウントに対する回転式調整によって得られ る。オフセットに対する粗調整は、歯車の対と歯合する歯の相対位置を変えるこ とによってなされる。 機械的動作は、ベローズ２０を介して流体の変位に変換される。ベローズ２０は 屈曲したひだ６４を有するウレタンチューブからなる。ベローズは押し動作及び 引き動作において、隣接するひだ間で伸縮するチューブの反作用を制限するため に、ワイヤーリングによって補強されている。 一対の平行する棒部材は、ひだの外部周辺に沿って軸方向に位置し、リニアーベ アリングと一列をなすようにチューブを拘束する。 ベアリングに対して最も近いチューブ端部は、機械的出力に取り付けられる目く らプラグによって蓋をされている。流体ロスに対するシールは、目くらプラグ内 の０−リングによって保たれる。 出力端を囲むブロックは、ベローズの動作から生じる推進力のすべてを動作フレ ームに伝えるために役立ち、それによって流体の排出量のみが出力管７８に伝え られるようにさせている。 ベローズによって生じる流体変位は、ポンプ隔室装置１９と機械的駆動装置２１ との間の殺菌した遮断部材を備えるダイアフラムハウジング２２内に案内される 。各呼び水孔は止めコック５９を有しており、この止めコックは、流体を案内し 、ダイアフラムの位置の均衡を取るために両側部品内の空気を抜き取るために用 いられる。このシステムが、流体の呼び水をし、均衡が保たれると、止めコック はシステム運転中の状態を維持するために閉塞される。 すべてのダイアフラム装置は、ポンプ隔室集合部品内の流体−媒体が無菌を維持 することを確保するためにシステムにおける使用に先立って殺菌が行われる。 ポンプ隔室装置の目的は、運転ユニットからの流体変位を患者に対する拍動血液 流に変えることにある。 第４図に示すように、隔室５５からなる流体導入部分は、両端が蓋で閉じられ、 内部に保持される同心シリコンゴムチューブを支持する硬質プラスチックチュー ブによって形成されている。 袋状部材４９は、流体媒体と体外血液流路との間の境界面を構成する。非外力性 の三大逆止め弁５６は、血液を前進方向にのみ流れるようにさせる。流体が隔室 ５５から流出することによって、出口弁が閉じているとき、入口弁が開き、血液 を袋状部材内に案内する。隔室５５装置内に流体が流入することによって、大口 弁が閉じているとき山口弁は開き、袋状部材から血液は送り出され、送り出され た血液の流れは患者１６に向かって進む。 電子工学の機能は、使用者とＥＫＧインターフェイスからの入力を受けそして信 号を、必要とされるポンプの推力形状に作用するモータインターフェイスに送る ことである。演算能力は、２８０マイクロプロセツサによって与えられる。 マイクロプロセッサは、入力スイッチとノブ位置とをポーリングする。マイクロ プロセッサはそれらを二進状態から直接に、またはそれらの位置の数字化から翻 訳する。血液回路を通る流れは、マイクロプロセッサによって測定されポーリン グされる。 流量及び流速の値は、７セグメントＬＥＤデイスプレイ上に表示され、使用者の ために目に見えるフィードバックが提供される。ＥＫＧインターフェイスは、モ ニタからの予め増幅されたＥ　Ｋ　Ｇ信号を受け入れる能力を有すか、または、 それに代わって皮膚から直接にＥＫＧ電位を読み取ることができる能力を備えて いる。漏洩電流が１０マイクロアンペア以下である医療級の絶縁増幅器が、患者 をショックによる危険から保護する。心電図信号は処理されて次にマイクロプロ セッサの割込みラインに供給される。 マイクロプロセッサは心臓の鼓動の速さを決定するリアルタイムクロックを採用 し、そして複数の（例えば４の）鼓動の移動平均としての効果的な心臓の速さを 計算する１゜開始と期間の両制御・の姉Ｏｎ　１′−効果的な心臓１１１Ｂ：　 ｌ；、　、１．　、で示される鼓動間の時間の百分率１、基づいマ。いる。 Ａ　Ｌ　Ｔは配給される鼓動の数に対する自然な心臓の鼓動の数の比率で定義さ れる。 Ａ　Ｉ、　Ｔ比は、フロン）・パネル上の適切な選択ボタンを押すことによって 設定される。ｌ：ｌ以外のＡＬＴ比は、心臓が回復する際に患者からポンプを取 り外すに至るまで用いられる。 マイクロプロセッサはまた同時に、増幅した後に、モータを制御する出力波形を 発生し、引き続いてポンプを作動させる。 第７図は、位置信号に対して、ポンプ位置の正確な追従をもたらずサーボ機構ブ ロックダイアダラムを示す。 第１０図は、ダイアグラム中に記載された適切な注釈を有する電子ブロックダイ アグラムの詳細を示す。 ここに記載されたシステムは、鼓動する心臓に同期することができる拍動血液流 を、または心臓の不全収縮の場合に循環に関して一貫する負荷を想定することが できる拍動血液流を正確に発生する。 運転の同期モードにおいて、ポンプの配給は心臓拡張期中、心臓の増大をもたら すようタイミングが合わせられる。配給はポンプ負荷のゼロから１００％の間を 想定して連続的に調整することができ、そしてこれにより後の負荷減少に対する 任意の量を供給する。不全Ｚ収縮におい７ｊ！ンプの速さは１分Ｆ’ｊ！Ｉ：４ ０か・−・１２０鼓動に設定−４る、二とができる３、自動運転Ｉよ必躇ｊ、友 際、−１児。 制御に取って替わることができるが、マイクロブ［１セツナは、心臓の要求に従 ってポンプを、向ルｊまたは非同期運転に自動的に調整する。ポンプは生理的な ベラメータの予想される範囲において１分間に８リツターを配給することができ る。 血液を推進させ゛る要素は、適当な推進量を発生するために交互に圧縮及び伸張 される袋である。袋の両端に位置する三大逆止め弁は、血液が適正方向に移動す る。Ｌう強制する。袋及び逆止め弁の組立て部品は、血液への傷害を避けるため に設計されており、そして試験によると通常の連続流れモードで運転される従来 のローラポンプよりも少ない溶血性であることを示している。 袋の圧縮及び伸張は、流体としての殺菌した等調塩水を利用するシールされた流 体システムによって行われる。正確な制御がガスの圧縮性ゆえに妨げられる圧搾 空気システムとは対照的に、液圧システムはプラスの変位と正確な制御をもたら す。様々なセンサーはシステム内に設けられて、患者に対し、予想できない、ま たは好ましくない相互作用を検知し、そして自動的に運転の保護モードになると ともに警告音を発する。しかしながら、今日まで行われたすべての臨床例ではこ れらの警告はいまだ呼び出されていない。 マイクロプロセッサは、第１０図におけるコントローラ８１としてここに含まれ ており、同図に示されるすべてのパラメータを受け入れるためにプログラムされ ている。そして特定のプログラムが以下に述べられている（参考資料として明細 書の末尾に添付している）。 ７ｏグフＡ　Ｚ六Ａ Ａ５ＥＧ； Ｒｏｌｌ　ＥＯｔｌ　００００１１； ＲＡＭ　ＥＯＩＩ　４０００Ｍｊ ＳＴＡＣに　ＥＱＵ　５ＦｒＦｌｌ； Ｈｚｘｐｏｙ　ＢＯＡＲＤ Ｉ５０Ｉ　ＥＱｔｌ　００）Ｉ；　ＦＩＩＯ）ＩＴ　ＰＡ）ＩＥＬ　５ＷＩ丁Ｃ １（Ｅ５１５１１　ＥＱｕ　・０１）１；　Ｉｌ１丁ＥＲＭＡＬ　ＣＡＲＴ　Ｉ ＮＴＥＦＩＦＡＣＥ！５２！　ＥＱＵ　０２）１＋１）ＥＬＩＶＥＩＩＹ　ＥＭ ＩＩ＋工５３１　ＥＱｕ　０３）１：　ＤＥＬＩＶＥＲＹ　５ＴＡＲＴ工５４１ 　ＥＯＬｌ　０４１；　Ａ５Ｙ）ＩＣＲＡＴＥＩＳ”ｌＩ　ＥＯｔｌ　ＯＳＨ： 　ＦＬＯＷ　Ｘ）ＩＯＢｒｓＧＩ　ＥＱＵ　ｏ６ｕＨＦＬＯＩＩＩＩＸＴＥＧＩ ＩＡＴＯＩ！１５７１　ＥＱＩＩ　０７Ｈ：　ＮＯＴ　Ｕ５ＥＤ０５００　ＥＯ ＬＩ　ｏａｎ；　ＡＬＴ、ＭＯＤＥ、＆　Ｚ−ＡＸＩ５０！＋１０　ＥＱＵ　０ ９Ｈ：　ＡＬＡＦＩＭＳ、ＴＯｌｊＥＳ、ＡＣＬ　ＢＡＴＴＥＲＹＯ５２０ＥＱ Ｕ　ＯＡＨ；　５ＴＡ）ＩＤＢＹ　＆　ＦＬＯＩＩＩ　ＩＸ丁ＥＧＲＡＴＯＲＤ ＵＭＰＯ５３６ＥＱＵ　０ＩＩＨ：　ＣＹＣＬＥ　ＣＯＵＭＴＥＲＩＭＣＲＥＮ ＥＮＴＯ５４０ＥＱＵ　ＱＣ）Ｉ：　ＮＥＷ　ＣＴＣＣ１ｌＡｍＣ１１Ａ　００ ５５０　ＥＯＬＩ　０ｆ）Ｈ，ＮＥＷ　ＣＴＣＣ）ｔＡＸ）ＩＥＬ　１Ｏ５６０ ［０１１０ＥＨ；　）ｉＥＷ　ＣＴＣＣＨＡＩＩＸＥＬ　２０５７０　ＥＱＵ　 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名　称　エレクトローキャサター　コーポレーション代表者　バーンスタイン、 ロバート　アイ。 国籍　アメリカ ４、代理人〒５３０ 住　所　大阪市北区西天満５丁目ｉ３クォーター・ワンビル５、補正命令の日付 　昭和６３年４月１９日（発送日）６、補正の対象 １、特許法第１８４条の５第１項の規定による書面の発明者の欄、７、補正の内 容 １、特許法第１８４条の５第１項の規定による書面を別紙のとおり訂正する。 ２、明細書の翻訳文を別紙のとおり訂正する（ページ数を整理しｌコ全文明細書 翻訳文、ただし内容に変更なし）。 ３、委任状およびその訳文を別紙のとおり訂正する。 国際調査報告 １Ｍ＋１ｔＲ１ｂ６Ｒ１１＾””””ｏＭｌｌｏＰＣ”／１１５８６１０２４１ ５ＰＩＮＥＸτＯａ三ＥＩＮＴＥＲＮＡＴＩＯＮＡＬＳＥＡＲＣ！（ＲＥ？ＯＲ ＴＩｃＮ

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. １．大動脈前の血液を人体の外側位置に取出す手段と、前記取出された血液に人 体の外側で拍動流を加える手段と、大動脈弁が閉じられている間にその大動脈ヘ 前記拍動された血液を導入する手段からなる心臓補助装置。
2. ２．前記移送が前記心臓を完全にバイパスする請求の範囲第１項記載の装置。
3. ３．前記取出し手段が前記心臓に外科的な介在なしに大腿静脈内に挿入するため に適用されるカニューレである請求の範囲第１項記載の装置。
4. ４．前記血液の再導入手段が前記心臓に外科的な介在なしに大腿動脈内に挿入す るために適用されるカニューレである請求の範囲第１項記載の装置。
5. ５．大腿静脈に挿入されるように適合され患者の左心房から大動脈前の血液を取 出すカニューレと、大腿静脈に挿入されるように適用され前記患者に前記取出さ れた血液を大腿動脈から上昇大動脈までのある位置で再導入するカニューレと、 前記カニューレ間の前記血液のための循環システムと、前記患者の外側で、かつ 、前記移送用カニユーレよりも下流の前記システム内の吸い上げポンプと、前記 患者の外側で、かつ、前記取出し用カニューレよりも下流の前記システム内の選 択的な酸素供給機と、前記酸素供給機よりも下流の前記システム内の液圧拍動ポ ンプ隔室と、前記患者及び前記システムの外側で前記拍動ポンプ隔室に作動的に 接続されたベローズ液圧駆動ユニットと、前記患者の外で、かつ、前記拍動ポン プ隔室の下流に位置する選択的な血液フィルターと、そして前記ベローズ駆動ユ ニットを往復運動させる手段からなり、それによって前記再導入された血液が脈 動流と脈圧を有し、前記患者においてその心臓の作業量の少なくとも一部を軽減 し、また、より長期にわたってより高い心臓拡張期の血液流を生み出すことを特 徴とする請求の範囲第１項記載の心臓補助装置。
6. ６．前記脈が心臓Ｔ波の減衰期間に開始するようにタイミングが合わされた請求 の範囲第５項記載の心臓装置。
7. ７．重力によって患者から全静脈血を取出す手段と、前記取出された血液を患者 の大動脈に再導入する手段と、自然な心臓を除く２つの手段間における前記血液 のための循環システムと、前記患者の外側で、かつ、前記取出し手段よりも下流 の前記システム内の酸素供給機と、前記酸素供給機よりも下流の前記システム内 の液圧拍動ポンプ隔室と、前記患者と前記システムの外側で前記拍動ポンプ隔室 に作動的に接続されたベローズ液圧駆動ユニットと、前記患者の外で、かつ、前 記拍動ポンプ隔室の下流に位置する選択的な血液フィルターと、そして前記ベロ ーズ駆動ユニットを往復運動させる手段からなり、それによって前記再導入され た血液が拍動流を有し、前記患者において拍動及びより長期にわたってより高い 血液流を生み出すことを特徴とする請求の範囲第１項記載の心臓補助装置。
8. ８．硬質の出入口端を有する伸長された柔軟性のある袋状部材と、隔室を形成す るために前記袋状部材の少なくとも一部を離れて取り囲む硬質のケーシングと、 前記入口端に設けられた注入逆止め弁と、前記出口端に設げられた吐出逆止め弁 と、そして前記隔室内への液圧出道からなり、それによって前記出道を通って前 記隔室へ出入りする液体の周期的な動きが、前記袋状部材を通過する血液の拍動 流を生み出す請求の範囲第１０項記載の装置。
9. ９．前記袋状部材とケーシングが円筒形状を有する請求の範囲第８項記載の装置 。
10. １０．柔軟性のある袋状部材と、隔室を形成するために前記袋状部材を離れて取 り囲む硬質のケーシングと、前記袋状部材に設けられた注入逆止め弁と、前記袋 状部材に前記注入弁から雌された位置に設けられた吐出逆止め弁と、そして前記 隔室への液圧出道端からなり、それによって前記隔室へ出入りする流体の周期的 な動きが、前記袋状部材を通過する血液の拍動流を生み出す血液拍動装置。
11. １１．人体の外側で拍動血液流を作り出すための方法において、心電図Ｒ波を検 出することと、前記Ｒ波を用いて引き続いて拍動する手段をトリガーすることか らなる改良。
12. １２．前記トリガーが前記拍動をＴ波の減衰カーブ期間に開始させるようにタイ ミングが合わされた請求の範囲第１１項記載の方法。
13. １３．大動脈弁の閉鎖後大動脈圧を増加させることからなり、それによって冠状 動脈が心臓拡張期の期間、より長期にわたってより高い血圧を受ける、梗塞され た心臓を処理する方法。
14. １４．人体の外側から拍動心臓鼓動を増加させることからなり、それによって前 記増加期間に前記心筋が圧迫から解放される、梗塞された心臓を処理する方法。
15. １５．心房から前記人体の外側の位置に血液を取出すことと、前記人体の外側で 前記取出された血液に拍動流を加えることと、そして大動脈弁が閉じられている 間に大動脈へ前記拍動血液を再導入することからなり、それによって冠状動脈が 心臓拡張の期間、より長期にわたってより高い血圧を受け、また、前記心筋が圧 迫から解放される、梗塞された心臓を処理する方法。
16. １６．前記拍動血液が心電図Ｔ波の減衰カーブ期間に再導入される請求の範囲第 １５項記載の方法。
17. １７．心電図Ｒ波が、探索されて検出されたとき前記外部の脈圧に同期する請求 の範囲第１６項記載の方法。