JP2000512191A - 心内血液ポンプ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 血液ポンプは、駆動部（１１）とフレキシブル・ホース（１３）により延長したポンプ部（１２）を備える。圧力センサ（６０、６１）は、ポンプの入口側と出口側との間の差圧を決定する。回転速度と共に差圧から体積流量を決定することができる。さらに、差圧は、心臓内のポンプの正しい位置を見つけるために使用することができる。差圧を測定する代わりに、モータ（２１）によって消費されるモータ電流を測定し、分かっている回転速度を考慮しながら、そこからポンプの体積流量を決定することができる。圧力測定装置からの信号またはモータ電流を使用して、心臓内のポンプの正しい位置を確立することができる。

Description

【発明の詳細な説明】 心内血液ポンプ 本発明は心内血液ポンプに関し、特に、自然心臓ポンプ機能を補助するため、 またはそれを連続ポンピング動作に置換するために心臓内に全体的に挿入するこ とができる血液ポンプに関する。 心臓を補助するポンプ装置は、ＷＯ９４／０９８３５（Jarvik）に記載されて いる。このポンプ装置は、ポンプ部とそれに堅固に接続された駆動部とを各々に 有する２つの独立したポンプから成る。１つのポンプのポンプ部は、左心室から 大動脈へ血液を送り込むように、心尖の手術開口部を通して左心室内に導入され る。もう１つのポンプ部は、右心室から肺動脈へ血液を送り込むように、別の手 術開口部を通して右心室内に導入される。システムはさらに、手術の無菌環境で 殺菌して使用できるほど充分に小さい制御および表示モジュールから成る。これ は、体積流量および圧力を調整するため、または体積流量および圧力をデータベ ースに供給するために、制御および監視アルゴリズムを備えたマイクロプロセッ サを含むことができる。これらの値は、センサによって測定されるか、速度とエ ネルギ消費量の測定値の比較によって計算される。カニューレ・ポンプと呼ばれ るこれらのポンプは、患者管理の文脈においてこれらのパラメータの局所的測定 を行うために、内蔵圧力センサまたは体積流量測定装置を装備することができる 。 本発明の目的は、追加空間をほとんど必要としない単純な測定手段で動作挙動 （operational behavior）を決定することができる、心内血液ポンプを提供する ことである。 本発明に従って、この目的は請求項１の特徴により解決される。 本発明の血液ポンプでは、モータの回転速度がポンプの出口側で生じる圧力に 従って制御される。ポンプの吐出し側の圧力は、ポンプの出力および操作点（op erating point）の重要なパラメータである。これはさらに、体積流量すなわち 単位時間当たりの歩留りを測定するのに使用することができる。モータは、その 回転速度が圧力測定手段の測定結果の関数として変化するように制御することが できる。 本発明の文脈において、「心内」という用語は、心室、前庭、および隣接血管 断端を指すものと定める。 圧力測定手段はさらに、心臓内におけるポンプの位置を決定するために使用す ることができる。 圧力測定手段は２つの圧力センサで構成され、その１つはポンプの吐出し側の 圧力を測定し、もう１つはポンプの入口側の圧力を測定し、制御装置は両方の圧 力センサからの信号の関数としてモータの回転速度を制御することが適切である 。圧力センサを使用して、ポンプの取入れ側と吐出し側との間の差圧が決定され る。ポンプの流体特性ポンピング図(hydraulic characteristic pumping diagra m)を使用して、ポンプの差圧とモータの回転速度から体積流量を計算することが できる。したがって、ポンプによって吐き出される体積流量は、非常に小さい空 間を必要とするだけのセンサにより、非常に簡単な測定から得ることができる。 ２つの圧力センサの代わりに、ポンプの吐出し側と取入れ側との間の差圧を測 定する単一差圧センサを設けることができる。そのような差圧センサは絶対圧力 値を提供するものではなく、体積流量を決定するために不可欠の値である差圧の 値を生じる。一方、そうした差圧センサは同時に、心臓内におけるポンプの位置 決めに使用することができる。 圧力測定手段は、必ずしも１つかそれ以上の圧力センサを含む必要はない。そ うではなく、圧力は、モータの電流を測定すると共にモータ電流と回転速度から ポンプの吐出し側と取入れ側との間の差圧を計算する、電流測定手段を介して間 接的に決定することもできる。 本発明はさらに、心臓内のポンプの配置を監視する能力を、その目的のために Ｘ線制御必要とすることなく、提供する心内血液ポンプに関する。この種類の血 液ポンプを請求項６に定義する。測定手段は、ポンプの吐出し側と取入れ側との 間の差圧に対応する情報信号を提供する。表示装置に、情報信号またはそれから 導出される信号、または心臓内のポンプの正確な位置決めに関する情報のいずれ かが表示される。ここで、ポンプの２つの異なる位置の間の差圧は、ポンプを閉 囲する要素、例えば噴門弁がこれらの２つの位置の間にある場合にのみ発生し得 る、という事実が利用される。これらの２つの位置の間に差圧が無い限りは、ポ ンプ全体が同一空間にある。差圧は、ポンプの一部分が別の空間にあるときにだ け表われる。この事実のため、ポンプの位置は簡単な手段によって決定される。 ポンプは、ＷＯ９７／３７６−９６（後に公告された）に記載されるように、 血管内ポンプとして設計することが望ましい。こうした血管内血液ポンプはカテ ーテルに接続される。これは、作動するように意図されている場所まで血管内を 押し進めることができるほど充分に小さく、すなわち、これは血管内で動作する こともできる。この種類の血管内血液ポンプでは、本体の周辺領域の血管幅が最 大でも７ｍｍより多少大きい程度であるので、ポンプ部および駆動部が、約５〜 ７ｍｍ末満の実質的に同一の直径を有する。こうしたポンプの剛直な長さは、ポ ンプが血管の湾曲部をなんとか通過できるように、約３５ｍｍ末満としなければ ならない。しかし、ポンプは、ポンプの有効長を増加するフレキシブル・ホース によってさらに延長することができる。 一方、ポンプは、手術により、心臓付近の血管系を介して心臓へ導入すること が可能である。いずれの場合も、ポンプは、前庭および隣接血管断端を含めて心 臓内にはめ込むことができるように、かつ心臓から伸長するポンプの部品が無く ても心臓内で動作することができるように、充分に小さい。もしあるとすれば、 ポンプに接続されたカテーテルが心臓から引き出される。このカテーテルは、電 気エネルギをポンプに供給する線路を含むだけでなく、ポンプのセンサから体外 制御装置に至る信号線をも含む。 以下で、本発明の実施形態を添付の図面に関連して詳細に説明する。 図面： 図１は、心内血液ポンプの一実施形態の略縦断面図である。 図２は、２つの血管内ポンプを心臓内に実現した実施形態を示す。 図３は、ポンプシステムを説明する略図である。 図４は、ポンプの取入れ側と吐出し側との間の差圧に対する体積流量の従属性 を示すグラフである。 図５は、心臓内の様々な圧力の経時変化を示すグラフである。 図６は、差圧センサから成る血液ポンプの一部の縦断面図である。 図７は、モータの電流と回転速度に対する体積流量の従属性を示すグラフであ る。 図１は、心内血液ポンプ１０、すなわち、患者の血管系内を最終的に心臓に達 するまで押し進めることができる血液ポンプを示す。このようなポンプの外径は どの部分も７ｍｍ末満である。 ポンプ１０は、駆動部１１およびしっかりと接続されたポンプ部１２で構成さ れる。駆動部１１は、電気モータ２１を収容する細長い円筒形のハウジング２０ を有する。ハウジング２０の後端部は端壁２２で閉止され、その後にそれを密閉 する軟性カテーテル１４が続く。電力供給のため、および電動機２１を制御する ための電線路２３と、ポンプ１０のセンサに接続された別の線路２３ａとが、こ のカテーテル１４内を伸長する。 一般的なものと同様に、モータの固定子２４は、円周方向に配分された複数の コイルと、長手方向に配列された磁気継鉄とを有する。これはモータ・ハウジン グ２０にしっかりと接続される。固定子２４は、モータ主軸２５に接続されて有 効／作動方向に磁化された永久磁石で形成される回転子２６を囲む。軸受２７は 、モータ・ハウジングまたは端壁２２内でモータ主軸の後端を支持する。モータ 主軸は、モータ・ハウジング２０の全長にわたって伸長し、そこから前方に突出 する。 モータ・ハウジングの正面の閉止は、ハウジング２０の縮小径の突起２０ａに 配置された後端を有する管状静止ハブ部材３０によって形成される。ハブ部材の 外径は、モータ主軸２５を支持するための軸受３３が配置される前端に向かって 先細になる。この軸受は、同時に軸封として設計される。 モータ主軸２５はハブ部材３０から前方に突出し、そこに、主軸に着座するハ ブ３５とそこから突出し羽根車３４の軸に対して斜めになっている翼３６または ポンプ・ベーンとを備えた羽根車３４を搭載する。羽根車３４は、円周方向に配 分された３つのウェブ３８によってモータ・ハウジング２０に接続された、円筒 形のポンプ・ハウジング３２内に収容される。モータ・ハウジング２０とポンプ ・ハウジング３２は、リング３８によって堅固に相互接続され、等しい外径を有 する。ポンプ１０の直径は、どこでもこの外径以下である。 羽根車３４が回転すると、血液はポンプ・ハウジング３２の取入れ口３７から 引き込まれ、ポンプ・ハウジング３２の軸方向に後方に送り込まれる。ポンプ・ ハウジング３２とモータ・ハウジング２０との間の環状間隙から、血液はハブ部 材３０に沿って外側に向かって流動し、さらにモータ・ハウジング２０に沿って 流動する。これにより、駆動部で発生する熱は、モータ・ハウジング２０の過度 に高い表面温度（４１℃以上）によって血液を損傷することなく、運び去られる 。 また、ポンプ部１２は吐出し方向を反対にして、血液がモータ・ハウジングに 沿って引き込まれ、前端開口部２７から軸方向に放出されるように設計すること も可能である。 図２は、心臓を補助するため、または心臓を不動化したときに心臓のポンピン グ機能のための代用品として、図１に示すように構成された概して同一の２つの ポンプ１０ａ、１０ｂを心臓内で使用する実施形態を示す。両ポンプ１０ａ、１ ０ｂはカテーテル１４ａ、１４ｂにそれぞれ接続されている。これらは経皮的に 配置され、左心ポンプ１０ａのカテーテル１４ａは大動脈４０内に伸長し、ポン プ１０ａを延長するホース１３は大動脈弁４１を介して左心室４２内を前進する 。ここで、ポンプ部１２はポンプ・ハウジング３２に接続されたフレキシブル・ ホース１３によって延長され、ホースの端壁および／または側壁には、血液がポ ンプ１０ａ内に入るための開口がある。ポンプ１０ａはホース１３を通して血液 を取り入れて大動脈４０に送り出す一方、大動脈弁４１はポンプ・ハウジング３ ２または外部からのホース１３に隣接する。したがって、左心室４２では、ポン プ１０ａは軸方向の取入れ口を備えた左心ポンプとして作動する。 もう１つのポンプ１０ｂは、右心室４３と流体連絡する右心ポンプとして作動 する。カテーテル１４ｂは、上または下大静脈４４内から右心房４５内に通じる 。ポンプ１０ｂのホース１３は、三尖弁４３ａおよび肺動脈弁４６を介して肺動 脈４７内へ突出し、そこから血液は酸素を取り込むために肺４８に流入する。酸 素を取り込んだ血液は左前庭４９内および左心室４２内に流入する。 ポンプ１０ｂは放射状入口５０から血液を取り込み、ホース１３を通して軸方 向に肺動脈４７へ運搬する。したがって、ポンプ１０ｂはポンプ１０ａと逆に作 動する。 両ポンプ１０ａ、１０ｂは、心室の１つを手術的に開口する必要なく、心臓に 導入される。 図３は、異なるセンサを備えた２つのポンプ１０ａ、１０ｂの略図である。特 に、駆動装置１１の外面には、放射状開口５１近くに配置された第１圧力センサ ６０が装備される一方、ポンプ・ハウジングの入口付近には第２圧力センサ６１ が配置される。センサの線路２３ａはポンプの要素に組み込まれ、電源線路２３ と共にカテーテル１４内に伸長する。圧力センサ６０のセンサ表面は、モータ・ ハウジングの外面上にある。逆に、圧力センサ６１のセンサ面は、ホース１３の 内面上に設けられる。さらに、モータの温度を監視するために、駆動部に温度セ ンサを設けることができる。 同様に、ポンプ１０ｂには、モータ・ハウジングの外面に第１圧力センサ６２ が設けられ、ホース１３の内面上に別の圧力センサ６３が設けられる。これらの センサの線路もまた、カテーテル１４内に伸長する。カテーテル１４には酸素セ ンサ６４が設けられ、血液の酸素化に関する情報を提供する。 電源線路２３および線路２３ａは、体外インタフェース６５に接続される。こ のインタフェースはセンサからの信号を制御装置６６に供給する。この制御装置 はこれらの信号を評価し、それに従ってポンプ１ａ、１０ｂを制御する。情報を 入力したり表示することができるように、キーパッドおよび表示装置６７が制御 装置６６に接続される。 センサから供給された情報を使用して、外部閉囲部材、例えば噴門弁に対する ポンプの位置を決定することができる。ポンプ入口およびポンプ出口が閉囲部材 の異なる側にある場合、異なる圧力状態のために、圧力センサに差圧が現れる。 心臓が拍動するとき、この差圧はまた経時的に変動する。一方、両方の圧力セン サが同一圧力を測定するので、等しい測定圧力値は、ポンプの位置決めが正しく ないことを示す。モータの電流を考慮しながら、２つの圧力センサによって供給 されるデータを評価することにより、ポンプの位置決めおよび動作に関する重要 な情報が得られる。差圧とモータの瞬時電流を比較することによって、閉塞状態 またはキャビテーションを決定することも可能である。 ポンプの入口および出口の圧力に関する情報は、電気モータのエネルギ消費と 共に、ポンプ装置の機能に関する重要な陳述を提供する。これらはまた体積流量 に関する実時間指示を提供し、Ｘ線または超音波制御無しにポンプを位置決めす ることを可能にする。さらに、例えば心室の虚脱、血栓形成、ホースの閉塞によ って、あるいは心組織が引き込まれることによって発生することがある、妨害入 口流量の実時間監視を達成することができる。さらに、センサは、軸受の摩耗や モータの損傷を監視したり、そのような出来事を予測することを可能にする。さ らに、ポンプの動作は、３．６から５リットル／分の所用体積流量で、必要な使 用期間、受入れ可能な総溶血率で維持することができる。人間による永久制御を 必要とすることなく、即時介入が必要な警報状態を検出しながら、数時間の動作 について様々なパラメータの性能傾向を、表示し分析することができる。機器を 装備した２つのポンプを配置すると、一方のポンプによって提供される局所情報 を制御装置に供給し、他方のポンプの動作を制御し、それによりシステム全体の 性能を最適化することができる。 制御装置６６は、各ポンプが特定の体積流量（単位時間当たりの血液の量）を 送り出すように両方のポンプ１０ａ、１０ｂを制御する。その際に、右心ポンプ １０ｂは、左心ポンプ１０ａの体積流量の予め定められた百分率、例えば９０％ を送り出す。右心ポンプの体積流量は、左心ポンプのそれより常に小さい。主と して、左心ポンプ１０ａのポンピング容量は、予め定められた体積流量が維持さ れるように制御される。その後、右心ポンプ１０ｂのポンピング容量が、その関 数として決定される。これはマスター−スレーブ動作であり、通常左心ポンプ１ ０ａがマスターであり、右心ポンプ１０ｂがスレーブである。 ポンプは同期モータによって駆動され、制御装置６６が必要な駆動周波数また は回転速度ｎを供給する。各ポンプの体積流量は、回転速度ｎの関数である。 図４は、それぞれの異なる回転速度ｎについて、ポンプの取入れ側と吐出し側 との間の差圧ΔＰに依存するポンプの体積流量Ｖを示す。平行な各直線は特定の 回転速度ｎに関連する。回転速度ｎが分かれば、体積流量Ｖが差圧ΔＰから計算 できることが明白である。モータ２１は、電子的に整流される同期モータである 。回転速度は制御装置によって予め設定されるので、回転速度は分かる。差圧Δ Ｐはそれぞれセンサ６０と６１または６２と６３により決定される。さらに、言 うまでもなく、圧力の絶対値も測定され評価される。 ポンプが放射状取入れ口５０、５１から取り入れてホース１３に送り込む場合 、 ホース側の圧力センサ６１、６３の圧力は、取入れ口側の圧力センサ６０、６２ より高い。しかし、ポンプが反対方向に取り入れる場合、すなわちホース１３か ら取り入れる場合、圧力センサ６０、６２の圧力が、それぞれ圧力センサ６１、 ６３の圧力より高くなる。 ポンプの１つが、心組織または弁器官を吸い込んだポンプによって完全に、ま たは部分的に閉塞することがある。この場合、圧力センサは異常な値を供給する 。次に、心組織が自ら外れるように、それぞれのポンプの回転速度は特定の時間 低下し、その後、回転速度は再び、所望の回数まで増加する。測定された絶対値 が高くなりすぎると、制御装置６６は制限を実行し、必要ならば、下流組織（肺 ）の損傷を防止するために、体積流量の低下を実行する。 圧力の測定は、監視機能をも提供する。右心室や肺動脈の圧力は特定の値を超 えてはならず、また左心室や大動脈の圧力は特定の圧力以下に落ちてはならない 。対応する圧力の逸脱が検出された場合には、警報が発生したり、調整が行われ る。 図５は、収縮期Ｓと拡張期Ｄを含む拍動する心臓の左心室における圧力変化ｐ １を示す。収縮期Ｓの間に急激に降下する強い脈動性圧力を見ることができる。 さらに、大動脈の圧力変化ｐ２が示されている。大動脈圧もまた拍動しているが 、その圧力範囲はずっと狭くなっている。差圧ΔＰはｐ２−ｐ１から決定される 。この差圧は、ポンプに設けられた圧力センサにより決定することができる。 圧力および差圧の測定は、ポンプを心臓の正しい位置に挿入するために特に重 要である。挿入は、心臓が拍動しているときに、ポンプが停止しているか低い回 転速度で作動している状態で、行うことができる。一方の圧力センサが強い脈動 性圧力変化ｐ１を検出し、他方が弱い脈動性圧力変化ｐ２を検出する場合、ポン プは正しく配置されている。 しかし、位置決めのために圧力を測定することは、必ずしも必要ない。そうで はなく、位置決めはポンプの電流変化によって監視することもできる。ポンプの 入口と出口が同一空間にある限り、両方とも同一圧力を受ける。ポンプを特定の 回転速度で駆動すると、ポンプの電流の時間による変化は一定である。しかし、 ポンプの出口と入口が異なる空間にあり、圧力が時間的に変化する場合、平滑で はなく、脈動するポンプ電流が得られる。したがって、ポンプの入口が心室また は前庭に配置され、かつ出口が大動脈または肺動脈内に配置されるように、噴門 弁がポンプ・ハウジングまたはホースを正しく閉囲しているかどうかを、ポンプ 電流に基づいて決定することができる。 上述のセンサ６１、６２は絶対値圧力センサである。図６は、ポンプ・ハウジ ング３２の壁の開口部７１に配置された差圧センサ７０から成る実施形態を示す 。差圧センサ７０は電気抵抗素子（図示せず）を搭載した可撓性膜７２を有し、 電気抵抗素子の抵抗は膜７２の変形によって決まる。ポンプが開口部３７から取 り入れる場合、ポンプの入口圧力は、膜７２の下面に作用する。ポンプの出口圧 力は、膜７２の外面に作用する。噴門弁７３はホース１３の外側に接すると想定 する。噴門弁７３にホース１３を通すと、差圧センサ７０に差圧が生じる。しか し、ポンプ全体が同じ室内にある場合には、圧力センサに実質的な差圧が現れな い。したがって、差圧センサ７０からの信号を評価することにより、血液ポンプ が正しい位置にあるかどうかを決定することができる。 しかし、心臓内の血液ポンプの位置を決定するのに、圧力測定装置は全く必要 ない。必要なものは、ポンプの出口側と入口側との間の差圧に対応する情報信号 を供給する測定装置である。この測定装置は、ポンプを駆動するモータのモータ 電流を測定する装置でもよい。図４のグラフに類似している図７のグラフはそれ ぞれ、様々な回転速度ｎについて、このポンプを駆動するモータの電流Ｉの関数 としてのポンプの体積流量Ｖを示す。平行な各直線は、特定の回転速度ｎに関連 する。回転速度ｎが分かると、体積流量Ｖは電流Ｉの量から決定できることが明 白である。したがって、体積流量Ｖは、単に電流を測定するだけで決定すること ができる。さらに、心臓内のポンプの正しい位置も、電流を測定することによっ て検証することができる。 心臓が拍動しており、血液ポンプが図２に示す血液ポンプ１０ａのように配置 されたときに、図５に符号Ｐ１で示した脈動性圧力が、心室４２内の血液ポンプ の入口に生じる。一方、図５の小さい方の脈動性圧力Ｐ２がポンプの出口に生じ る。この場合、差圧ΔＰは脈動する値である。一方、血液ポンプが完全に大動脈 内に配置されている場合、ポンプの入口と出口との間の圧力差は実質的に零であ る。血液ポンプが完全に左心室４２内に配置されているときにも、同じことが言 える。したがって、脈動性差圧ΔＰ（図５）を測定することによって、ポンプの 正しい位置を決定することができる。 図４および図７のグラフを比較すると、一定の回転速度では、モータによって 消費される電流Ｉが差圧ΔＰに比例することが明白である。脈動性差圧ΔＰが得 られる場合、モータ電流Ｉも脈動する。したがって、モータ電流Ｉの脈動は、正 しいポンプ位置に達したときの判断に役立つ。この場合、電流Ｉの変化を情報信 号として使用することができる。 本発明は、所望の体積流量が圧力測定の結果または電流測定の結果の関数とし て得られるように、ポンプの動作を制御することができる。これらの測定はかさ ばる測定装置を用いずに非常に簡単な方法で行えるので、小型の構造であるにも かかわらず、ポンプの動作を正確に監視することができる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，Ｍ Ｗ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ， ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，Ｅ Ｓ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＧＷ，ＨＵ，ＩＤ ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ， ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，Ｍ Ｇ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ， ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，Ｖ Ｎ，ＹＵ，ＺＷ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．モータ（２１）を備えた駆動部（１１）と、駆動部に堅固に接続されたポン プ部（１２）とを備え、駆動部とポンプ部が実質的に同一直径を持ちかつ相互に 軸方向の間隔をおいて同軸的に配置され、圧力測定装置（６０、６１；７０）を 備える心内血液ポンプにおいて、 圧力測定装置（６０、６１；７０）がポンプの出口側の圧力によって影響され るように配置され、制御装置（６６）がモータ（２１）を圧力測定装置からの信 号の関数として制御することを特徴とする心内血液ポンプ。 ２．圧力測定装置（６０、６１）が、ポンプの出口側の圧力を測定する第１圧力 センサ（６０）と、ポンプの入口側の圧力を測定する第２圧力センサ（６１）と から成り、制御装置（６６）がモータ（２１）の回転速度を両圧力センサ（６０ ）６１）からの信号の関数として制御することを特徴とする請求項１に記載の血 液ポンプ。 ３．両圧力センサ（６０、６１）の信号からポンプの出口側と入口側との間の差 圧を計算し、それに従ってモータ（２１）の回転速度を制御する手段を設けるこ とを特徴とする請求項２記載の血液ポンプ。 ４．圧力測定手段がポンプの出口側と入口側との間の差圧を測定する差圧センサ （７０）を備えることを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の血液 ポンプ。 ５．圧力測定手段が、モータ電流（Ｉ）を測定すると共にモータ電流（Ｉ）およ び回転速度（ｎ）からモータの出口側と入口側との間の差圧を決定する電流測定 装置から成ることを特徴とする請求項１から４のいずれか一項に記載の血液ポン プ。 ６．モータ（２１）を備えた駆動部（１１）と、駆動部に堅固に接続されたポン プ部（１２）とから成り、駆動部とポンプ部が実質的に同一直径を持ちかつ相互 に軸方向の間隔をおいて同軸的に配置され、測定装置を備える心内血液ポンプに おいて、 測定装置がポンプの出口側と入口側との間の差圧に対応する情報信号を供給し 、 情報信号の経時的変化によって心臓内のポンプの正しい位置決めに関する情報を 提供する表示装置を設けることを特徴とする心内血液ポンプ。 ７．モータ（２１）を備えた駆動部（１１）と、駆動部に堅固に接続されたポン プ部（１２）とを備え、駆動部とポンプ部が実質的に同一直径を持ちかつ相互に 軸方向の間隔をおいて同軸的に配置され、測定装置を備える心内血液ポンプにお いて、測定装置がポンプの出口側と入口側との間の差圧に対応する情報信号を供 給し、制御装置（６６）がモータ（２１）の回転速度を情報信号の関数として制 御することを特徴とする心内血液ポンプ。 ８．情報信号が２つの圧力センサ（６０、６１）によって与えられる差圧から、 または１つの差圧センサ（７０）からの信号から導出されることを特徴とする請 求項６または７に記載の血液ポンプ。 ９．情報信号がモータ電流（Ｉ）から導出されることを特徴とする請求項６また は７に記載の血液ポンプ。 １０．予め定められた温度に達すると警報をトリガする温度センサを駆動部（１ １）に設けることを特徴とする請求項１から９のいずれか一項に記載の血液ポン プ。