KR20000049272A - 심장 보조 방법과 장치 - Google Patents

Abstract

심장을 수용하는 내부공간을 갖는 하우징을 포함하는 심장박동 보조 장치와 방법임. 하우징에는 유체를 내부공간에 공급하는 유입관이 형성되어 있다. 균일한 압력이 하우징의 내부공간에 위치한 심장의 심실 외면의 대부분에 인가되어, 심장d의 수축단계에서럼 심장이 거의 균일하게 변형되도록 한다.

Description

심장 보조 방법과 장치 {Method and Apparatus for Assisting a Heart}

심장에 직접 외압을 가하여 심장박동을 보조하는 시도가 많이 행해져 왔다. 한 가지 예로, 개심 심폐소생술 중에 인간의 손으로 직접 심장을 압축시키는 방법이 있다. 그러나, 환자에게는 거의 대부분 지속적으로(즉 수시간, 수일, 또는 수주) 심장을 압축하는 것이 심장이나 순환계를 유지하는데 더 효율적일 수 있고, 또 치료자가 압력을 일정한 주기로 장시간에 걸쳐 가하는 것은 매우 어렵다. 더욱이, 손으로 심실외벽의 전체 부위에 일정한 압력을 가하는 것은 불가능하다.

이러한 문제점을 극복하기 위해, 심장에 직접 외압을 가하는 기계장치가 개발되었다. 여기에는 심장을 둘러싸는 팽창식 라이너(liner)가 이용된다. 예를 들어, 안스타트(Anstadt)의 미합중국 특허 제 3,455,298호(이하, '298 특허)와 제 5,119,804호(이하, '804 특허)에는 탄성중합체 라이너를 구비한 컵이 개시되어 있다(이하에서는, 상기 두 특허를 "안스타트 특허"라 함). 라이너의 내측영역에 심장이 위치하도록 하여, 라이너가 주기적으로 팽창 수축함으로써 심장에 외압을 인가한다. 이러한 장치는 혈류 상으로는 개선효과가 있지만 다음과 같은 단점이 있다.

한가지 단점은, 심장의 위치를 바꾸기 위해 라이너의 위치를 바꿀 때에 컵의 입구에 가하는 외부 유체 압력의 일부분만이 심장의 내부 압력을 보충하여 심장박동에 사용된다는 점이다. 라이너가 팽창되어 펴짐에 따라 라이너에는 벽을 관통하는(transmural) 압력(이하, 벽통과압력)이 발생한다. 이 압력은 라이너의 양면에 인가되는 압력과 다른 것이다. 즉, 라이너 벽을 관통하는 압력은 탄성체인 라이너 벽의 탄성에 의해 라이너 내에서 발생한다. 도11과 논문 "Augmentation of Pressure in a Vessel Indenting the Surface of the Lung, 1987, 조슈아 이 치틀릭(Joshua E. Tsitlik) 등"을 참조하면, 펼쳐진 라이너의 벽을 통과하는 압력(P_tm)은

와 같다. 여기서 R₁과 R₂는 각각 막 곡률의 최대반경과 최소반경이고, T₁벡터와 T₂벡터는 표면체의 가장자리에 작용하는 탄성벽 장력으로서 단위 길이당 가해지는 힘을 나타낸다.

실제로, 라이너가 팽창됨에 따라, 그 축방향의 길이가 한정되어 있기 때문에, 라이너는 펴져서 안쪽으로 방사상으로 볼록해진다. 따라서, 라이너의 벽을 통과하는 압력은 방사상으로 바깥쪽으로 향하게 된다. 그래서, 심장에 인가되는 압력이 라이너에 인가되는 압력보다 작아진다. 또한, 라이너가 볼록해지기 때문에 심장은 모래시계 형상으로 변형된다. 즉, 심실 표면의 외부 중앙부위가 정상적인 볼록 형상에서 오목 형상으로 변형된다(즉, 심장이 찌그러진다). 심벽의 찌그러진 부위의 통과 압력은 방사상으로 바깥쪽으로 향하기 때문에, 이 압력이 라이너의 내부에서 심장의 외부 표면에 공급되는 혈액 압력으로부터 감해진다. 그래서, 이 통과 압력(transmural pressure) 또한 라이너 내부에 인가되는 혈액압력에서 감해진다. 다른 말로, 심벽 그 자체가 외부에서 인가되는 힘에 대항하게 된다. 따라서, 안스타트 특허의 장치에서는, 외부에서 인가된 힘이 심장의 수축단계에서의 자연적인 압축력과 협동하지 못하게 된다. 결과적으로, 압력이 심장의 자연적인 수축단계에 일치되어 인가되더라도, 심벽은 심장의 자연적인 운동과 실제적으로 대항하게 된다.

결국, 라이너 내부에 인가되는 혈액의 압력이 라이너와 심벽 내에서 생성된 벽통과압력을 극복해야만 한다. 따라서, 상대적으로 높은 압력이(예를 들어, 150-200mmHg) 라이너에 인가되어서 순환계가 정상적으로 유지되도록 하여야 한다.

따라서, 안스타트 특허의 라이너는 심장에 불균일하게 압력을 가하고 있다. 실리콘 고무 탄성체로 만들어진 상기의 라이너는, 팽창되면 자체적으로 부풀어서 '804 특허의 도9와 '298 특허의 도3과 같은 형상을 이룬다. 안스타트 특허의 라이너는 심장의 중앙부가 찌그러지게 하여, 바람직하지 않게 심실이 상하로 확장되도록 한다. 따라서, 이 장치는 심장의 박동을 충분히 보조하지 못한다. 결과적으로, 심실에 존재하는 혈액의 변위를 일으킬 정도로 라이너의 가압측에 압력(즉, P_in)을 가해야 한다. 라이너의 가압측에 인가되는 압력의 상당 부분은, 벽통과압력이 라이너와 심벽에서 발생하기 때문에 낭비가 된다.

선행기술의 다른 문제점도 같은 맥락에서 일어난다. 심실 외부의 중앙부에 인가되는 압력이 증가하면 심장이 비정상적으로 변형되어 결국 외상(예: 타박상)을 입게된다. 특히 상기 장치가 비교적 장시간 사용될 때에 더욱 그러하다.

심장의 심실은 정상적으로는 수축과 팽창시 모두 볼록한 형상을 하고 있다. 본 발명자들은, 심실의 소정 위치에 소정의 외부압력을 비록 적은 양이지만 균일하게 인가하면, 종래의 장치에 인가되던 압력과 같은 조건에서도, 심장 수축단계에서 정상적인 볼록 형상을 갖고 심장에 의해 펌핑되는 혈액의 양이 매우 증가함을 발견하였다. 이는, 본 발명에서 심장의 표면에 인가되는 압력과 심벽을 죄어서 발생하는 압력이 합쳐져 별도의 산소 소모없이 심실에 높은 압력을 생성한다는 사실에 기인한다. 따라서, 본 발명은 심장을 찌그러뜨리지 않기 때문에 작고 안전한 압축력으로도 높은 혈압과 혈행을 이룰 수 있다.

따라서, 본 발명의 목적은, 특히 수축시에 심장의 기계적 압축을 효율적으로 보조하는 장치와 방법을 제공하는 것이다. 본 발명의 다른 목적은 심장의 기계적 압축시에 과도하게 심장이 변형되지 않도록 하는 장치와 방법을 제공하는 것이다.

본 발명의 다른 목적은 심장의 수축시에 심실의 적어도 한 부위 외면에 거의 균일한 압력을 가하여 심장기능을 보조하는 장치와 방법을 제공하는 것이다.

안스타트 특허에 따른 장치에서는 컵의 하부에 진공 흡입력을 가하여 심장이 수축시에 컵에서 이탈하지 않도록 한다. '298 특허에서는, 진공이 라이너 하부의 구멍(16)을 통해 작용하여 공간(6)으로 전해진다. 그러나, 실제로는, 심장 정점의 비교적 적은 부위만 구멍(16)에 접촉하기 때문에 진공 흡입력이 구멍(16)에 근접한 심장 부위에만 미친다. 이러한 적은 면적에 비교적 큰 흡입력을 가해야 하기 때문에 심장에 더욱 외상을 입힐 수 있다. 따라서, 본 발명의 또다른 목적은 심장의 비교적 평평한 넓은 면적에 걸쳐 진공 흡입력을 가하는 장치를 제공하는 것이다. 본 발며의 또다른 목적은 심장에 외상을 거의 입히지 않도록 진공 흡입력을 인가하는 장치와 방법을 제공하는 것이다.

본 발명은 균일한 압력을 심실 표면의 적어도 한 부위에 가하여 심장의 박동을 보조함으로써 각 심실이 거의 일정하게 변형되도록 하는 방법과 장치에 관한 것이다.

본 발명의 상기 목적과 다른 목적, 특징, 장점은 첨부 도면과 상세한 설명에 의해 더욱 명확해질 것이다.

도1은 본 발명에 따른 장치의 단면도이다.

도2는 상기 장치에 팽창된 심장이 담긴 것을 나타내는 단면도이다.

도3은 상기 장치에 수축된 심장이 담긴 것을 나타내는 단면도이다.

도4는 본 발명의 제2실시예에 따른 장치에 팽창된 심장이 담긴 것을 나타내는 단면도이다.

도5는 본 발명의 제2실시예에 따른 장치에 수축된 심장이 담긴 것을 나타내는 단면도이다.

도6은 본 발명의 제3실시예에 따른 장치에 팽창된 심장이 담긴 것을 나타내는 단면도이다.

도7은 본 발명의 제3실시예에 따른 장치에 수축된 심장이 담긴 것을 나타내는 단면도이다.

도8은 도2와 도4의 8-8선 화살표 방향으로 본 단면도이다.

도9는 도3과 도5의 9-9선 화살표 방향으로 본 단면도이다.

도10은 도9의 A부 확대도이다.

도11은 펼쳐진 라이너 표면의 곡면 미소면적(differential surface element)의 사시도이다.

도12는 본 발명의 제4실시예에 따른 장치의 단면도이다.

도13은 도12의 13-13선 화살표 방향으로 본 단면도이다.

도14는 9는 도12의 14-14선 화살표 방향으로 본 단면도이다.

도15는 도12의 장치에 이용된 축방향 조절관의 사시도이다.

도16은 도12의 장치의 사시도로서 도15의 조절관을 포함한다.

도17은 도16의 장치의 좌측면도이다.

도18은 본 발명의 제5실시예에 따른 장치의 사시도이다.

도19는 도18의 19-19선 화살표 방향으로 본 단면도이다.

도20은 본 발명의 제6실시예에 따른 장치의 단면도이다.

도21은 심장 팽창시에 도20의 21-21선 화살표 방향으로 본 단면도이다.

본 발명의 바람직한 실시예가 갖는 특징과 목적과 장점에 따르면, 심장 수축시에 심실의 적어도 한 부위에 거의 균일한 압력을 가하여 심장박동을 보조하는 본 발명의 장치와 방법은, 심장이 담기는 내부 공간을 이루는 하우징을 포함한다. 유체유입구가 하우징에 형성되어 하우징의 내부 공간에 유체를 공급한다. 균일한 압력이 심실의 외면 대부분에 인가되어 심실이 거의 균일하게 변형될 수 있다.

본 발명의 다른 실시예에 따른 심장박동 보조장치는 심장을 수용하는 공간을 이루는 하우징을 포함한다. 하우징에는 격막이 부착되는데, 격막은 하우징 내부 공간을 외부공간과 내부공간으로 분할한다. 하우징 바닥에는 구멍이 형성되어 있고, 유체관이 상기 구멍에 삽입된다. 이 유체관은 제1단부와 제2단부로 이루어지는데, 제2단부는 컵형상으로서 내부공간에 위치된다. 유체관의 제2단부에는 유연하고 구멍이 형성된 부재가 부착되어 내부공간에 놓인 심장을 지지한다.

도1에 심장박동 보조장치(10)가 도시되어 있다. 심장박동 보조라 하면, 심장을 동작시키는 것과 뛰지 않는 심장을 소생시키는 것을 모두 포함한다. 도시된 실시예에서, 본 장치는 전체적으로 원통형인 외벽(14, 이하 원통벽)으로 이루어지는 하우징(12)을 포함하는데, 외벽(14)의 축방향 끝에는 벽(16, 이하 평벽)으로 막혀있다. 하우징(12)은 원통형 이외에, 예를 들면, 원뿔형, 컵모양, 육면체 등 다양한 형태로 형성될 수 있다. 평벽(16)의 반대쪽 면(18, 이하 개구부)은 열려있는 것이 바람직하다. 외벽(14)과 평벽(16)이 내부공간(20)을 이룬다.

전체적으로 원통 형상의 유체 불투성 격막(22)의 바닥면은 하우징의 평벽(16)에 유체가 새지 않도록 고정되고, 격막(22)의 윗면은 하우징의 개구부(18)에 유체가 새지 않도록 고정된다. 도1에서 보는 대로, 격막(22)의 상부(82)는 고정링(24)과 다수의 체결구(26)로써 하우징의 개구부(18)에 물려서 고정된다. 체결구(26)는 나사 또는 기타 유체 밀폐식 체결수단일 수 있다. 격막(22)의 하부(84)는 하우징(12) 하부에 제1고정링(28)과 제2고정링(30) 사이에 물리거나 유체밀폐식으로 고정되는데, 하우징의 평벽(16)에 다수의 체결구(32)로써 고정된다.

격막(22)에 의해 내부공간(20)은 심장 수용공간(34)과 가압유체 수용공간(36)으로 나뉜다. 도1에서 보는 바와 같이, 심장 수축시에 격막이 늘어나지 않은 상태에서 심장까지 덮이도록 하기 위해, 격막재료는 축방향으로 충분한 양으로 마련되어야 한다. 따라서, 격막에는 벽통과압력이 발생되지 않는다. 격막(22)은 심장 수용공간(34) 내에 담긴 심장의 외관에 균일한 압력을 가하고 이에 순응할 수 있을 정도로 유연한 액체 불투과성 재료로 만들어진다. 더불어, 격막은 벽통과압력이 거의 발생하지 않을 정도로 유연하여야 한다. 이로써, 격막 한 면의 유체 압력이 격막 반대면의 압력과 같다.

본 실시예에서, 격막은 탄성이 거의 없는(즉, 거의 유연하지 않고 늘어나지 않는) 필름인데, 바람직하게는 물방울이 새지 않는 직물에 의해 보강된다. 그러나, 만약 이 재료가 충분히 얇다면(예를 들어, 두께 0.5mm 이하), 탄성재료(예를 들면 실리콘 고무나 폴리우레탄)로 만들 수도 있다. 바람직하게는, 격막(22)는 두께가 0.01-0.02mm의(더 바람직하게는 0.013mm 두께의) 폴리에틸렌 텔레프탈레이트(PET)를 사용하는 것이 좋다. PET는 폴리에스터 판재로서 상표명 "MYLAR"로 더 잘 알려져 있다. 물론, 벽통과압력을 발생시키지 않고 장치내에 담긴 대상물의 외관을 완전히 수용하며 거의 균일한 압력을 대상물에 인가할 수 있는 정도의 유연성을 갖는다면 다른 재료도 사용할 수 있다. 이러한 재료로는 폴리테트라플루오르에틸렌(PTFE, 상표 GORTEX), 비닐 클로라이드 비닐리덴 클로라이드 코폴리머(상표명 SARAN WRAP), 폴리우레탄 등을 들 수 있는데, 이들 재료에 한정되는 것은 아니다. 이 밖에도 다른 유체 불투성, 친생화학적 재료라면 팽창시에 벽통과압력을 생성시키지 않을 것이다.

평벽(16)에 배열된 관통공(38)은 가압유체 수용공간(36)으로의 유체통로이다. 유체 유체유입구(40)가 평벽(16)과 관통공(38)에 연결되고, 유체유입구(40)는 가압용 유체 공급기(미도시)에 연결되어 당업계에서 널리 알려진 방법으로 가압유체 수용공간(36)에 압축된 유체를 번갈아 공급, 제거한다. 고리형상의 그물 차단판(49)이 가압유체 수용공간(36) 내에 설치되고 격막(22)과 제1고정링(28) 사이에 고정된다. 이 그물 차단판(49)은 유체유입구(40)를 통해 가압유체 수용공간(36)에 공급된 가압 유체를 균일하게 분배하는 역할을 한다.

평벽(16)에는 제2관통공(42)이 있는데, 이는 심장 수용공간(34)에 당업계에서 널리 알려진 방법으로 진공압력을 가한다. 관통공(42)에는 유체관(44)이 삽입되는데, 하우징의 축방향으로 제한된 거리만 움직일 수 있다. 고정 스크류(45)와 너트(47)로써 평벽(16)에 대한 조절관(44)의 수직 위치를 선택하여 고정할 수 있다.

U자형 컵(48)의 평벽(16)에 대한 최하 위치가 도1에 실선으로 표시되어 있고, 최상 위치가 가상선으로 표시되어 있다. 유체관(44)의 하단부는 진공흡입구(46)에 연결되는데, 진공흡입구(46)는 진공장치(미도시)에 연결된다. 유체관(44)의 상단부(86)는, 그물 차단판(50)과 그 위에 있는 심장 지지망(52)을 포함하는 U자형 컵(48)의 바닥면(88)과 전체적으로 연결된다. 제1그물 차단판(50)은 컵(48)의 바닥면(88)에서 떨어져 있는데, 심장 수용공간(34) 내의 진공분포가 심장 정점의 비교적 넓은 면적에 분포되도록 하는 역할을 한다. 심장 지지망(52)은 실리콘 고무 등의 탄성체로 만드는 것이 바람직하다. 심장 지지망(52)은 컵(48)의 개구부 주위 위에 늘어나서 부착되고 도1의 실선과 같이 정상적으로는 평면 형상이지만, 심장이 심장 지지망(52)에 위치되면, 지지망(52)은 오목하게 되어(상기 내용과 도면의 점선표시) 심장의 아래 부분을 수용하여 지지하는 "해먹" 역할을 한다. 심장 지지망(52)은 비교적 부드러운 재료로 만들고 진공 흡입력이 넓은 표면에 걸쳐서 인가되기 때문에 심장의 외상이 적어진다.

평벽(16)에는 또한 제3관통홀(60)이 형성된다. 관통홀(60)에는, 유체가 심장 수용공간(34)에서 제거할 수만 있는 단방향 밸브(62)가 포함되는 것이 바람직하다. 최초의 초기 심장 팽창/수축 후에, 심장 수용공간(34)에 남아 있는 액체의 양은 최소가 될 것이다(도2, 3 참조).

본 발명에 따른 장치의 동작을 도2, 3을 참조하여 설명한다. 유체관(44)이 그 최상 위치와 최하 위치 사이의 축방향 위치로 이동한다. 도면에서는 유체관(44)이 최하 위치에 놓여 있지만, 심장의 크기에 맞게 유체관(44)의 위치를 변경할 수 있음은 쉽게 알 수 있다. 따라서, 다양한 크기의 컵을 준비할 필요가 없다. 다만 제약이라면 흉곽의 크기일 뿐이다.

심장이 하우징(12)의 심장 수용공간(34)에 담기는데, 심장의 아래부분이 지지망(52)에 의해 지지된다. 진공장치가 진공흡입구(46)에 연결되어 심장을 심장 수용공간(34)에 고정시킨다. 맥동(펄스) 유체압력이 유체유입구(40)를 통해 전달되어 가압유체 수용공간(36)에 압력을 주기적으로 넣었다 빼었다 한다. 최대 유압은 대기압보다 큰 50 ~ 100mmHg이고 최소 유압은 대기압보다 작은 -50 ~ -100mmHg인 것이 바람직하다. 그러나, 심장이 박동하지 않아서 이를 소생시킬 때에는 최대 유압이 약 150mmHg인 것이 바람직하다. 안스타트 특허의 라이너는, 추측건대 심장 보조시든 심장 소생시든 대기압보다 큰 150mmHg로 팽창될 것이다. 왜냐하면 이러한 종류의 라이너가 심장에 과도한 힘을 가하기 때문이다.

가압유체 수용공간(36)의 유압이 증가하면서, 격막(22)이 처음에는 심장의 형상 그대로를 감싸지만 뒤이어 균일한 압력 P를 심장의 외면 전면에 인가한다(도3, 9, 10 참조). 가압유체 수용공간(36)의 압력이 증가함에 따라 격막(22)은 심실 외면(25)의 형상에 따른다. 따라서, 격막(22)은 유연한 재료로 만들어지기 때문에 심실의 외면(25) 주위에 여러겹의 주름(23)을 만든다. 도8과 도9에는 심실의 외면(25)을 표시하지 않았는데, 이는 격막과 거의 함께 확장되기 때문이다.

위에서 기술한 것과 같이, 격막(22)은 가압유체 수용공간(36)에 압력을 가하더라도 벽통과압력을 발생시키지 않는 재료로 만든다. 즉, 심실 외면(25)에 인가되는 압력은 가압유체 수용공간(36) 내의 압력과 거의 같다. 따라서, 가압유체 수용공간(36)의 압력이 소정 최대압력까지 증가해도 심장은 수축단계에서도 거의 균일하게, 즉 정상적인 볼록형을 유지한다(도3). 따라서, 심장 외벽통과압력은 방사상으로 안쪽으로 향하게 되어 가압유체 수용공간(36)에 인가되는 유체 압력과 합쳐진다. 그래서, 본 발명은 심실에서 압력을 발생시키는 것을 보조할 수 있다.

격막(22)에서 벽통과압력이 발생하지 않고 심장 외벽의 통과 압력이 합쳐지기 때문에, 종래에 비해 작은 유압으로도 더 나은 혈행을 얻을 수 있다. 작은 유압을 사용하기 때문에 심장에 끼치는 손상을 크게 낮출 수 있고, 유압의 크기가 작아도 되기 때문에 비교적 작고 단순한 공기압이나 수압 장치를 이용할 수도 있다.

물론, 유압은 지지망(52)에 접촉한 심장 부위와 심방 부위(고정링(24) 위 부분)에는 적용되지 않는다.

맥동 유압의 적용 시기는 심장의 자연적인 수축/팽창 타이밍과 같은 것이 바람직하다.

일단 수축단계가 끝나면 유체유입구(40)를 통해 전달된 유압은 팽창단계를 촉발하기 위해 감소되도록 제어되는데, 이는 당업계에서 잘 알려진 방법이다. 가압유체 수용공간(36)이 소정의 최소압력에 이르면, 즉 아무런 압력이 심실외벽에 인가되지 않으면, 격막(22)은 심장의 외형에 꼭 들어맞게 된다. 또한, 음(-)압력이 충분히 낮으면 격막(22)은 외벽(14)의 내면으로부터 떨어진다. 그물 차단막(49)은 가압유체 수용공간(36)으로부터 유체가 흘러나오는 것을 격막(22)이 막지 못하게 하는 역할을 한다. 그런 다음에, 수축/팽창 단계가 번갈아 계속 일어난다. 본 장치를 더 이상 작동시키지 않으려면, 유체유입구(40)와 진공흡입구(46)에 연결된 유압 장치의 연결을 끊는다. 그 다음에 심장을 심장 수용공간(34)에서 들어내고 본 장치를 환자의 흉부 내에서 떼어낸다.

도4와 도5에는 본 발명의 제2실시예가 도시되어 있다. 본 실시예는 도1-3의 실시예와 유사하기 때문에 동일한 참조번호를 사용하기로 한다. 본 실시예와 도1-3의 실시예가 다른 점은, 격막(22)의 유동을 제한하기 위해 다수의 코드(70)가 사용된다는 점이다. 코드(70)의 아래 부분은 그물 차단판(49)에 인접한 하우징 하부에 고정된다. 물론, 코드의 아래 부분이 하우징의 개구부(18)를 포함한 원통벽의 임의 위치에 고정될 수도 있지만, 바람직하지는 않다. 코드(70)의 반대쪽은 하우징(14)의 개구부(18)에 인접한 격막(22)에 고정된다. 코드(70)는 비탄성 재료로 만들어져 하우징(12)의 평벽(16)으로부터 격막(22)이 위로 유동하는 것을 막는 역할을 한다. 물론, 코드(70)를 탄성체로 만들 수도 있지만, 바람직하지는 않다. 코드(70)를 쓰지 않고 가압유체 수용공간(36)이 압력을 받으면, 격막(22)이 개구부(18)를 넘어 하우징(12) 밖으로 튀어나올 수 있다. 코드(70)는 격막(22)의 상방 운동을 제한하기 때문에, 심장 수축시에 격막(22)이 하우징(12)의 외부로 나오는 것을 방지한다(도5 참조). 심장의 팽창시에 격막(22)이 하우징의 외부로 나오지 않도록 격막(22)의 상방 유동을 제한하는 것이 바람직하다. 더욱이, 코드(70)를 사용하지 않는다면, 격막(22)은 하우징의 내부에서 외부로 나올 것이다. 이러한 격막의 유동은 하우징과 격막의 열화를 가져와 결국 격막이 파열될 수 있다. 또한, 격막(22)이 심장 수축시에 하우징의 외부로 나오면, 예기치 못하게 심방이 압축될 가능성도 있다.

도6, 7에는 본 발명의 제3실시예가 나타나 있다. 본 실시예는 도1-3의 실시예와 거의 유사하기 때문에 동일한 참조번호를 사용하기로 한다. 본 실시예와 도1-3의 실시예가 다른 점은, 하우징 개구부(18)와 심장 사이를 밀폐하는 조리개(72)가 사용된다는 점이다. 조리개(72)는 폴리카보네이트 수지(예를 들면, LEXAN)로 만드는 것이 바람직하다. 조리개(72)는 다수의 체결구(74)를 통해 하우징의 상부 개구부(18)에 고정된다. 조리개(72)는 자동으로 개구부를 확장 수축하여 유체 밀폐를 효율적으로 하는 역할을 한다. 따라서, 제3실시예에 따르면, 격막(22)와 단방향 밸브(62)는 생략된다.

동작을 본다. 압력을 받은 유체가 유체유입구(40)를 통해 내부공간(20)에 번갈아 공급되고 배출되어 내부공간(20)을 주기적으로 가압하고 감압한다. 내부공간(20)의 유압이 증가하면서 균일한 압력 P가 내부공간에 담긴 심장의 전 표면에 인가된다. 인가된 압력에 의해 심장은 전면에 골고루 압력을 받고 수축단계에서도 정상적인 볼록 형상을 유지한다(도7 참조). 심장의 측면에서 보면, 도1-5의 실시예는 도6, 7의 실시예와 같다. 왜냐하면, 격막(22)에 벽통과압력이 거의 발생하지 않기 때문이다.

본 발명에 따른 장치는 사용할 환자나 동물의 크기에 따라 다양한 크기로 만들 수 있다. 본 장치의 외관은 환자의 흉부 내부에 맞는 크기로 제작되는데, 인간의 경우에는 보통 1호 또는 2호의 아동사이즈와 함께 2호 또는 3호의 성인사이즈로 제작될 수 있다. 유체유입구(40)로 공급되는 가압 유체는 공기, 이산화탄소, 기타 비활성기체(아르곤 등) 등인 것이 바람직하다. 이와 다르게, 물이나 염수 등을 사용할 수도 있다. 격막이 없기 때문에(도6, 7), 가압 유체는 정상치의 염분을 포함한 수증기나 액상의 이산화탄소인 것이 바람직하다. 심장의 외면이 건조해지지 않기 때문이다.

도12-17은 본 발명의 제4실시예인 심장박동 보조장치(110)를 나타낸다. 심장박동 보조라 하면, 심장을 동작시키는 것과 뛰지 않는 심장을 소생시키는 것을 모두 포함한다. 도시된 실시예에서, 본 장치는 전체적으로 D자형 단면을 갖는 원통형 외벽(114)으로 이루어지는 하우징(112)과, 실질적으로 평면인 다공(manifold) 패드(122)를 포함한다. 하우징(112)은 원통형 이외에, 예를 들면, 원뿔형, 컵모양, 육면체 등 다양한 형태로 형성될 수 있다. 하우징의 한쪽 끝에는 축방향 외벽(116, 이하 평벽)이 연결된다. 하우징의 다른 쪽(118, 이하 개구부)은 열려있는 것이 심장을 넣기에 바람직하다. 원통형 외벽(114)과 평벽(116)이 내부공간(120)을 이룬다. 패드(122)는 초승달 모양의 단면으로 이루어져 원통형 외벽(114)에 연결된다. 패드(122)의 상부에는 심장지지면(123)이 있는데 공통관(128)과 연결된 다수의 종속관(126)이 아래방향으로 일정간격으로 형성되어 유체가 흐를 수 있도록 형성된다. 공통관(128)은 유입구(131)를 통해 진공장치와 연결되어 일정한 흡입력을 인가할 수 있도록 되어 있다. 패드 즉 심장지지판(122)은 실리콘 고무와 같은 탄성체로 만드는 것이 바람직하다.

단면이 역 U자 형상인 유체 불투과성 격막(124)의 두 바닥면(125)은 외벽(114)과 패드(122)의 접점에 유체가 새지 않도록 고정된다. 격막(124)의 양 측면(127, 129)은 원통형 외벽(114)과 플랜지(115) 사이와, 원통형 외벽(114)과 삽입물(117)과 평벽(116) 사이에 설치된다. 삽입물(117)은 내부공간(120)의 원통형 외벽(114)과 평벽(116)의 접점에 삽입된다. 삽입물(117)은, 심장의 정점을 수용할 수 있는 형상이 되도록 완만한 내부 곡면(119)을 갖는다. 격막(124)에 의해 내부공간(120)은 심장 수용공간(134)과 가압유체 수용공간(136)으로 나뉜다. 도12, 13, 17에서 보는 바와 같이, 심장 수축시에 격막이 늘어나지 않은 상태에서 심장까지 덮이도록 하기 위해, 격막재료는 축방향으로 충분한 양으로 마련되어야 한다. 따라서, 격막에는 벽통과압력이 발생되지 않는다. 격막(124)은 심장 수용공간(134) 내에 담긴 심장의 외관에 균일한 압력을 가하고 이에 순응할 수 있을 정도로 유연한 액체 불투과성 재료로 만들어진다. 더불어, 격막은 벽통과압력이 거의 발생하지 않을 정도로 유연하여야 한다. 이로써, 격막 한 면의 유체 압력이 격막 반대면의 압력과 같다.

본 실시예에서, 격막은 탄성이 거의 없는(즉, 거의 유연하지 않고 늘어나지 않는) 필름인데, 바람직하게는 물방울이 새지 않는 직물에 의해 보강된다. 그러나, 만약 이 재료가 충분히 얇다면(예를 들어, 두께 0.5mm 이하), 탄성재료(예를 들면 실리콘 고무나 폴리우레탄)로 만들 수도 있다. 바람직하게는, 격막(124)은 두께가 0.01-0.02mm의(더 바람직하게는 0.013mm 두께의) 폴리에틸렌 텔레프탈레이트(PET)를 사용하는 것이 좋다. PET는 폴리에스터 판재로서 상표명 "MYLAR"로 더 잘 알려져 있다. 물론, 벽통과압력을 발생시키지 않고 장치내에 담긴 대상물의 외관을 완전히 수용하며 거의 균일한 압력을 대상물에 인가할 수 있는 정도의 유연성을 갖는다면 다른 재료도 사용할 수 있다. 이러한 재료로는 폴리테트라플루오르에틸렌(PTFE, 상표 GORTEX), 비닐 클로라이드 비닐리덴 클로라이드 코폴리머(상표명 SARAN WRAP), 폴리우레탄 등을 들 수 있는데, 이들 재료에 한정되는 것은 아니다. 이 밖에도 다른 유체 불투성, 친생화학적 재료라면 팽창시에 벽통과압력을 생성시키지 않을 것이다.

원통벽(114)에 배열된 관통공(138)은 가압유체 수용공간(136)으로의 유체통로이다. 유체유입구(140)가 원통벽(114)과 관통공(138)에 연결되고, 유체유입구(140)는 가압용 유체 공급기(미도시)에 연결되어 당업계에서 널리 알려진 방법으로 가압유체 수용공간(136)에 가압 유체를 번갈아 공급, 제거한다.

원통벽(114)에는 제2관통공(142)이 있는데, 이 제2관통공(142)에는 유체가 심장 수용공간(134)으로부터 나오기만할 수 있는 단방향 밸브(144)가 포함되는 것이 바람직하다. 최초의 초기 심장 팽창/수축 후에, 심장 수용공간(134)에 남아 있는 액체의 양은 최소가 될 것이다(도13 참조). 필요하면, 평벽(116)의 제3관통공(145)에 유체관(143)이 삽입되어 축방향으로의 이동을 제한할 수 있다. 고정 스크류(146)와 너트(미도시)로써 평벽(116)에 대한 유체관(143)의 수직 위치를 선택하여 고정할 수 있다. 유체관(143)은 진공장치와 연결되어 심장이 유체관(143)의 개방부(147)를 통해 심장에 흡입력을 가하여 심장을 정위치에 고정하도록 한다.

본 발명에 따른 장치의 동작을 도12와 13을 참조하여 설명한다. 심장이 하우징의 심장 수용공간(134)에 놓여져 심장의 비교적 평평한 부분(후위 하부)이 심장 지지판(122)의 표면(123)에 지지된다. 하우징(112)은 심낭과 심장 사이에 위치하는 것이 바람직하다. 진공장치는 구멍(128)에 연결되어 심장을 심장 수용공간(134)에 고정하는 역할을 한다. 맥동(펄스) 유체압력이 유체유입구(140)를 통해 전달되어 가압유체 수용공간(136)을 부풀렸다 수축시켰다 한다. 본 기술을 실행하는 팽창/수축 구동시스템이 미국 가출원서에 개시되어 있다(출원번호 60/044,460, 명칭: Drive System for Controlling Cardiac Compression, 출원일: 1997. 4. 4.). 상기 출원은 본 발명의 양수인에게 양도된 것이다. 최대 유압은 대기압보다 큰 50 ~ 100mmHg이고 최소 유압은 대기압보다 작은 -50 ~ -100mmHg인 것이 바람직하다. 그러나, 심장이 박동하지 않아서 이를 소생시킬 때에는 최대 유압이 약 150mmHg인 것이 바람직하다.

가압유체 수용공간(136)의 유압이 증가하면서, 격막(124)이 처음에는, 지지판(122)에 놓여있지 않은 심장의 형상 그대로를 감싸지만, 뒤이어 균일한 압력 P를, 격막(124)에 접촉하지 않은 심실의 외면 전면에 인가한다(도13 참조). 가압유체 수용공간(136)의 압력이 증가함에 따라 격막(124)은 심실 외면(185)의 형상에 따른다. 따라서, 격막은 충분히 유연한 재료로 만들어지기 때문에 심실의 외면 주위에 여러겹의 주름을 만든다.

위에서 기술한 것과 같이, 격막(124)은 가압유체 수용공간(136)에 압력을 가하더라도 벽통과압력을 발생시키지 않는 재료로 만든다. 즉, 심실 외면에 인가되는 압력은 가압유체 수용공간(136) 내의 압력과 거의 같다. 따라서, 가압유체 수용공간(136)의 압력이 소정 최대압력까지 증가해도 심장은 수축단계에서도 거의 균일하게, 즉 정상적인 볼록형을 유지한다. 따라서, 심장 외벽통과압력은 방사상으로 안쪽으로 향하게 되어 가압유체 수용공간(136)에 인가되는 유체 압력과 합쳐진다. 그래서, 본 발명은 심실에서 압력을 발생시키는 것을 보조할 수 있다.

격막(124)에서 벽통과압력이 발생하지 않고 심장 외벽의 통과 압력이 합쳐지기 때문에, 종래에 비해 작은 유압으로도 더 나은 혈행을 얻을 수 있다. 작은 유압을 사용하기 때문에 심장에 끼치는 손상을 크게 낮출 수 있고, 유압의 크기가 작아도 되기 때문에 비교적 작고 단순한 공압이나 수압 장치를 이용할 수도 있다.

물론, 유압은 심방 부위에는 적용되지 않는다. 왜냐하면 심방 부위는 내부공간(120)의 외부에 있기 때문이다. 또한, 격막(124)은 지지판(122)에 의해 지지되거나 유체관(143)에 접촉하는 심장의 어디에도 유압을 직접 인가하지 않는다. 물론, 압축단계에서 격막(124)은, 지지판(122)에 놓여있지 않은 심장에 유압을 인가한다. 지지판(122)이 심장을 지지하기 때문에 같은 값의 반대방향 반작용력이 지지판(122)에 놓여있는 심장에 인가된다. 맥동 유압의 적용 시기는 심장의 자연적인 수축/팽창 타이밍과 같은 것이 바람직하다.

일단 수축단계가 끝나면 유체유입구(140)를 통해 전달된 유압은 팽창단계를 촉발하기 위해 감소되도록 제어되는데, 이는 당업계에서 잘 알려진 방법이다. 가압유체 수용공간(136)이 소정의 최소압력에 이르면, 즉 아무런 압력이 심실외벽에 인가되지 않으면, 격막(124)은 심장의 외형에 꼭 들어맞게 된다. 또한, 최소 압력이 음수이면 격막(124)은 외벽(114)의 내면으로부터 떨어진다. 심장 팽창시에 가압유체 수용공간(136)으로부터 유체가 흘러나오는 것을 격막(124)이 막지 못하게 하기 위해 그물 차단판(미도시)이 사용될 수도 있다. 차단판에 대해서는 위에서 충분히 설명한바 있다. 다음에, 수축/팽창 단계가 번갈아 계속 일어난다. 본 장치를 더 이상 작동시키지 않으려면, 유체유입구(140)와 구멍(131, 145)에 연결된 유압 장치의 연결을 끊는다. 그 다음에 심장을 심장 수용공간(134)에서 들어내고 본 장치를 환자의 흉부 내에서 떼어낸다.

유체유입구(140)로 공급되는 가압 유체는 공기, 이산화탄소, 기타 비활성기체(아르곤 등) 등인 것이 바람직하다. 이와 다르게, 물이나 염수 등을 사용할 수도 있다. 격막이 없기 때문에, 가압 유체는 정상치의 염분을 포함한 수증기나 액상의 이산화탄소인 것이 바람직하다. 심장의 외면이 건조해지지 않기 때문이다.

도18, 19를 참조하면, 본 발명의 제5실시예에 따른 장치는(전체적으로 참조번호 150으로 지정하였다) 개구부를 가진 하우징(152)를 포함한다. 하우징은 양단면이 거의 원형인 외벽(154, 도19)이 내부공간(156)을 이루고, 장치의 삽입과 분리시에 심장의 유동을 최소화하기 위해 흉부 내부에서 보조 공간을 만든다. 하우징의 한쪽 끝에는 평벽(158)이 위치하는데, 이에는 진공장치(162)와 연결되는 유출구(160)가 형성된다. 제1실시예서와 같이, 축방향으로 조절가능한 유체관(미도시)이 관통공(163)에 슬라이드식으로 삽입될 수 있다. 관통공(163) 또한 진공장치(162)에 연결되어 심장을 정위치에 안착시키는 제2의 위치를 구성한다. 여기서 유체관의 개방부는 심장의 정점 영역에 균일한 진공 흡입력을 인가한다.

유입관(164)은 팽창부(166)와의 연결이 편리하도록, 외벽(154)의 정점 부근에 형성된다. 약간 오목한 지지면(170)을 갖는 다공 패드(168), 즉 심장 지지판은 심장의 외형과 거의 같은 형상을 갖는다. 심장 지지판에는 다수의 상방 구멍(172)이 형성되는데, 이들은 서로 망 구조로 연결되어 진공 다기관(174)를 이룬다. 다수의 돌출 흡입컵(176, 도19)이 구멍(172) 입구에 형성되어 심장의 후위 하방을 고정하도록 한다.

심장 지지판(168)의 길이방향 주위를 따라 유체 불투성 유연막(178, 격막)이 제1실시예에서와 거의 유사하게 설치된다. 이 격막은 전체적으로 역 U자형 단면으로서 두 개의 바닥 쪽 단부(179)가 하우징벽(154)과 지지판(168)의 접점에 밀폐 고정된다. 격막(178)의 측면(181)은 외벽(154)의 개구부(166)에 연결된다. 격막(178)의 반대쪽 측면(183)은 외벽(154)과 평벽(158) 사이에 고정된다. 삽입물(미도시, 도12-17의 삽입물 117과 유사함)이 외벽(154)과 평벽(158) 사이의 접접의 공간(156)에 삽입될 수도 있다. 격막(178)이 내부공간(156)을 심장 수용공간(180)과 가압유체 수용공간(182)으로 분할한다. 상기 격막이 제1실시예에 따라 설치될 수 있지만, 본 발명자들은 얇은 나일론 시트를 격막에 제2의 재료층으로서 부착하면, 파열가능성이 실질적으로 줄어듦을 발견하였다. 이러한 구조로서 약 0.5mil의 마일라(MYLAR) 재료층이 상정될 수 있는데, 약 0.1-0.2mm의 나일론 층으로 수명을 연장시키는데 충분하다.

진공장치(162)가 진공 다기관(174)과 유출구(160)에 체크밸브(186)를 통해 연결된다. 심장을 정위치에 효율적이고 신뢰적으로 심장을 보조하기 위해 심장을 고정시키기 위하여, 진공도는 심장 지지판을 가로지르고 유출구를 통과하는 흡입력을 균일하게 유지하는데 충분하여야 한다. 물론, 흡입컵(176)과 유체관이 심장 지지판에 심장이 고정되는 것을 도와줄 수 있다.

본 발명에 따른 제5실시예의 동작은 제4실시예의 동작과 거의 유사하다. 일단, 본 장치(150)가 심장 주위에 설치되어, 심장이 심장 지지판(168)에 놓이고, 진공장치(162)가 다기관을 통해 진공력을 생성하여 심장을 고정한다. 아울러, 유출구(163)의 위치상, 거기서 흡입되는 진공은 심장의 정점을 평벽(158)에 안착시켜서, 동작중의 심장을 정위치에 추가적으로 고정시킨다.

본 장치(150)에 심장이 정확하게 안착된 다음에 팽창부(166)가 가압유체 수용공간(182)을 주기적으로 가압하기 위해 작동된다. 가압 공간 내의 압력이 증가함에 따라, 심장의 수축단계에 대응하여 격막이 균일하게 심장의 외형을 따르게 되고 해당 압력 P를 격막과 접촉하고 있는 심장의 외부 전면에 인가된다. 계속적으로 가압하면 격막 자체가 겹쳐지면서 더욱 균일하게 심장을 가압한다.

제1실시예에 따른 장치의 동작과 마찬가지로, 격막(178)은 가압유체 수용공간(182) 내의 압력에 따라 벽통과 압력을 발생시키지 않는 재료로 만들어진다. 결과적으로, 심장의 외부 심실면(185)에 인가되는 압력은 가압유체 수용공간(182) 내의 압력과 거의 같다.

다음에, 도20, 21, 22를 참조하면, 본 발명의 제6실시예에 따른 장치는(전체적으로 참조번호 200으로 지정하였다) 높이가 단축된 하우징(202)를 포함한다. 하우징은 양단면이 D자형인 외벽(204)이 내부공간(206)을 이루고, 장치의 삽입과 분리시에 심장의 유동을 최소화하기 위해 흉부 내부에서 보조 공간을 만든다. 하우징의 한쪽 끝에는 평벽(208)이 위치하는데, 이에는 진공장치(212)와 연결되는 유출구(210)가 형성된다. 제1, 2실시예서와 같이, 축방향으로 조절가능한 유체관(미도시)이, 평벽(208)에 형성된 관통공(214)에 슬라이드식으로 삽입될 수 있다. 유체관은 진공장치(212)에 연결되어 균일한 진공 흡입력을 심장의 정점에 인가할 수 있다.

유입관(215)이 팽창부(216)와의 연결이 편리하도록, 외벽(204)의 정점 부근에 형성된다. 팽창부(216)와 팽창가능한 완대(cuff) 형상의 외피(218)와의 사이에 관(238)을 통해 유체가 흐른다.

하우징(202)의 하부는 거의 평평한 벽(220)으로 이루어진다. 한 쌍의 쐐기형 하벽(222, 224)는 하부 평벽(220)의 표면을 안쪽으로 접하면서 고정된다. 하벽(222, 224)의 상면과 하부 평벽(220)의 개방부는 약간 오목한 지지면(226)을 이루어, 심장의 후방 하위 부위에 밀착되도록 한다. 이전의 실시예들처럼, 하부 평벽과 하벽(220, 222, 224)은 다수의 상방 관통공을 포함할 수 있는데, 이 관통공들은 본 발명의 제1, 2실시예에서 나타낸 것과 유사한 방식으로 망구조로 형성되어 진공 다기관을 이룰 수 있다.

유체 불투성 격막(218)의 양쪽 끝은 하벽(222, 224)의 외부 끝에 연결되는데, 나사 체결구로 결합되는 것이 바람직하다. 격막(218)은 원뿔대 모양의 커프(cuff) 형상을 하는데, 내벽(228)과 외벽(230)이 양측면(232, 234)에서 서로 밀폐 고정된 구조를 갖는다. 커프 형상의 외부시트(230)에는 구멍(236)이 있는데, 이는 관(238)과 연결되어 구동장치(216)과 유체연결이 되도록 한다. 커프형상의 외피의 측면(232, 234)는 하우징(202)에 연결되지 않는다.

상기 제6실시예의 동작은 제4, 5실시예의 동작과 유사하다. 제1, 2, 3실시예의 동작과 마찬가지로, 격막(218)은 커프형 외피 내의 압력에 따라 벽통과압력을 발생시키지 않는 재료로 만들어진다. 결과적으로, 심장의 외부 심실면에 인가되는 압력은 격막(218)의 내외측벽(228, 230)이 이루는 공간 내의 압력과 같다.

해당분야에서 통상의 지식을 가진자라면 본 발명에 따른 장치의 많은 잇점과 장점을 인식할 수 있을 것이다. 본 발명의 중요한 특징은 심장 보조 동작시 심장을 정위치에 편리하게 고정하기 위한 심장 지지 다기관(manifold)을 갖는다는 것이다. 비교적 평평한 심장의 하방 후위 부위를 이용하므로써, 더 효율적으로 심실에 압축을 가할 수 있다.

게다가, 가압유체 수용공간을 압축하는 동안에 격막에 벽통과압력이 발생하지 않기 때문에, 낮은 압력으로도 우수한 혈행효과를 이룰 수 있다. 혈행효과가 우수하다는 것은 시술비용이 줄어들고 시술상의 안전성이 증대된다는 것을 의미한다.

본 발명의 또다른 중요한 장점은 전체적 크기가 작아서, 심장 보조 시술시 환자의 흉부 내부에 쉽게 설치할 수 있는 점이다. 본 발명의 제2실시예는, 본 장치의 전체 크기를 더욱 줄인 하우징이 적용되어 있다. 또한, D자형 단면구조는 본 장치를 심장의 유동을 최소화하면서 심장 주위에 쉽게 설치할 수 있도록 한다. 이는 매우 탁월한 장점이다. 왜냐하면 심장이 유동하면 심장에서 나오는 수많은 혈관이 휘거나 꼬여서 혈행을 방해하기 때문이다. 또한, 심장이 약화되기 때문에 심장이 유동은 바람직하지 않다.

본 발명에 따른 장치는 사용할 환자나 동물의 크기에 따라 다양한 크기로 만들 수 있다. 본 장치의 외관은 환자의 흉부 내부에 맞는 크기로 제작되는데, 인간의 경우에는 보통 1호 또는 2호의 아동사이즈와 함께 2호 또는 3호의 성인사이즈로 제작될 수 있다.

지금까지 본 발명에 따른, 심실의 적어도 한 부위에 거의 균일한 압력을 가하여 심장 박동을 보조하는 장치와 방법의 바람직한 실시예를 설명하였는데, 개시된 내용을 참고로 당업자라면 본 발명을 변형, 개량시킬 수 있을 것이다. 따라서, 그러한 변형과 개량은 첨부한 특허청구범위에 의해 한정되는 본 발명의 기술적 범위에 포함될 것이다.

Claims (35)

1. 심장의 심실 외벽의 대부분에 균일한 압력을 가하여 심장이 거의 균일하게 변형되어 수축단계와 같이 되는 단계를 포함하는 심장박동 보조방법.
2. 제 1항에 있어서, 심실 외면의 약 75%에 균일한 압력을 인가하는 심장박동 보조방법.
3. 제 1항에 있어서, 심실 외면의 거의 전면에 균일한 압력을 인가하는 심장박동 보조방법.
4. 내부공간을 이루는 하우징과, 하우징에 부착되어 하우징 내부공간을 제1의 심장 수용공간과 제2의 가압유체 수용공간으로 분할하는 유체불투성 격막으로 이루어지는 장치를 이용하여 심장박동을 보조하는 방법으로서,

   상기 제1공간에 심장을 놓는 단계와,

   상기 제2공간의 압력을 증가시켜 심장에 균일한 압력을 인가하므로써, 상기 격막으로 하여금 심장 심실의 적어도 한 부위에 균일한 압력을 인가하도록 하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장박동 보조방법.
5. 제 3항에 있어서, 상기 압력인가 단계에서, 상기 제1공간내 격막의 일측면의 유체압력은 제2공간내 격막의 반대측 유체압력과 거의 동일한 것을 특징으로 하는 심장박동 보조방법.
6. 제 5항에 있어서, 상기 제2공간에 인가된 유체압력을, 심장에 인가되는 압력을 낮추기 위해 완화시키는 단계를 추가로 포함하는 심장박동 보조방법.
7. 제 6항에 있어서, 상기 제2공간에 유체압력을 주기적으로 인가하고 상기 제2공간에 인가되는 압력을 완화하는 단계를 추가로 포함하는 심장박동 보조방법.
8. 제 5항에 있어서, 심장의 위치를 상기 제1공간 내에서 유지하기 위해 심장의 일부위에 진공 압력을 인가하는 단계를 추가로 포함하는 심장박동 보조방법.
9. 심장을 수용하는 내부공간을 이루며, 내부공간에 가압 유체를 공급하는 유체관을 갖는 하우징과,

   심장을 일정하게 변형시키기 위해 상기 내부공간에 위치한 심장의 외면 대부분에 균일한 압력을 가하는 수단을 포함하는 심장박동 보조장치.
10. 제 9항에 있어서, 상기 균일압력을 인가하는 수단은 유체 불투과성 격막을 포함하는 심장박동 보조장치.
11. 제 10항에 있어서, 상기 격막은 상기 하우징에 설치되어 하우징 내부공간을 심장이 담기는 제1공간과 유체가 인가되는 제2공간으로 분할하는 것을 특징으로 하는 심장박동 보조장치.
12. 제 11항에 있어서, 상기 제2공간에 유체를 공급하는 제1유입구가 상기 하우징에 추가로 포함되는 심장박동 보조장치.
13. 제 12항에 있어서, 상기 제2공간에 진공을 인가하는 제2유입구가 상기 하우징에 추가로 포함되는 심장박동 보조장치.
14. 제 12항에 있어서, 상기 제1유입구로는 유체가 드나들어 가압유체를 번갈아 공급하고 배출하는 것을 특징으로 하는 심장박동 보조장치.
15. 제 10항에 있어서, 상기 격막은 폴리에틸렌 테레프탈레이트로 만들어지는 심장박동 보조장치.
16. 제 12항에 있어서, 상기 제2공간에 유체를 공급하는 제2유입구가 하우징에 형성되는 심장박동 보조장치.
17. 제 16항에 있어서, 상기 제2유입구는 심장의 정점부위를 고정하기 위해 진공장치와 연결되는 심장박동 보조장치.
18. 제 10항에 있어서, 상기 격막은 직물로 보강된 폴리에틸렌 테레프탈레이트로 만들어지는 심장박동 보조장치.
19. 제 10항에 있어서, 상기 격막은 비탄력성 재료로 만들어지는 심장박동 보조장치.
20. 제 10항에 있어서, 상기 격막은 심장이 거의 균일하게 변형될 때에 벽통과압력을 발생시키지 않는 재료로 만들어지는 심장박동 보조장치.
21. 제 9항에 있어서, 한쪽 끝은 상기 격막과 연결되고 다른쪽 끝은 상기 하우징과 연결되는 다수의 코드를 추가로 포함하는 심장박동 보조장치.
22. 제 21항에 있어서, 상기 코드는 비탄력성 재료로 만들어지는 심장박동 보조장치.
23. 제 10항에 있어서, 상기 격막은 각각 물방울에 견디는 재료와 유체가 투과하지 못하는 재료로 구성되는 심장박동 보조장치.
24. 제 23항에 있어서, 상기 물방울에 견디는 재료로는 나일론을 포함하고, 상기 유체 불투과성 재료로는 폴리에틸렌 테레프탈레이트를 포함하는 심장박동 보조장치.
25. 제 9항에 있어서, 상기 균일압력 인가수단은, 상기 하우징에 연결되어 하우징과 그 내부공간에 담긴 심장을 밀폐하는 조리개를 포함하는 심장박동 보조장치.
26. 심장을 수용하는 내부공간을 이루며, 개구부가 형성된 하우징,

    상기 하우징을 심장을 수용하는 제1공간과 제2공간으로 분할하는 격막,

    상기 개구부에 삽입되는 관으로서, 한쪽 끝이 컵 형상을 갖고 상기 제1공간에 삽입되는 유체관을 포함하는 심장박동 보조장치.
27. 제 26항에 있어서, 상기 하우징은 실질적으로 원통형으로 이루어지는 심장박동 보조장치.
28. 제 27항에 있어서, 상기 유체관의 컵 형상을 한 쪽에 연결되어 제1공간에 심장을 위치시키는 유연하고 구멍이 형성된 망을 추가로 포함하는 심장박동 보조장치.
29. 제 26항에 있어서, 상기 하우징은 실질적으로 양쪽 단면이 D자형인 것을 특징으로 하는 심장박동 보조장치.
30. 제 28항에 있어서, 상기 유체관의 컵 형상 쪽과 상기 망의 하부 벽 사이에 차단판이 설치되는 심장박동 보조장치.
31. 제 29항에 있어서, 심장의 평평한 후면을 정위치에 고정시키는 심장 지지판을 추가로 포함하는 심장박동 보조장치.
32. 제 30항에 있어서, 상기 차단판은 상기 망에서 떨어져 있는 것을 특징으로 하는 심장박동 보조장치.
33. 제 31항에 있어서, 상기 심장 지지판에는, 심장의 평평한 후면을 심장 지지판의 정위치에 고정하는 다수의 진공유입구가 상방으로 형성되어 있고, 이들 진공유입구는 진공장치와 연결된 다기관(manifold)과 유체가 흐르도록 연결되는 것을 특징으로 하는 심장박동 보조장치.
34. 제 33항에 있어서, 상기 진공 유입구는, 심장의 후면에 접촉하여 심장을 정위치에 고정하는 상방으로 돌출된 흡입컵을 갖는 심장박동 보조장치.
35. 제 26항에 있어서, 상기 격막은 심장이 균일하게 변형될 때에 벽통과압력을 발생시키지 않는 재료로 만들어지는 것을 특징으로 하는 심장박동 보조장치.