JPH0248261B2 - - Google Patents
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- JPH0248261B2 JPH0248261B2 JP55006725A JP672580A JPH0248261B2 JP H0248261 B2 JPH0248261 B2 JP H0248261B2 JP 55006725 A JP55006725 A JP 55006725A JP 672580 A JP672580 A JP 672580A JP H0248261 B2 JPH0248261 B2 JP H0248261B2
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Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
本発明は、人工心臓（total cardiac
prosthesis）に関する。
prosthesis）に関する。
従来の技術及びその問題点
周知のように、環動脈性心臓発作は、重大な死
因の一つとなつている。環動脈の閉塞により心筋
層の虚血が生じ、次いで、血液が不充分である場
合は、心筋層の梗塞（或は壊死）が起こる。該梗
塞は、心因性の発作症状を惹起し、患者の生存を
確保するためには、緊急循環補助装置を使用する
必要がある。しかしながら、これら循環補助装置
は、患者を永久に体外ポンプに結合させておかね
ばならないことを考慮すると、患者に非常に大き
な制約を課するものであり、その使用が中断され
れば一般に死亡の原因となる欠点がある。斯かる
重大な問題に対して各種の解決法が考慮されてお
り、例えば、心臓移植、補助左心室からなる部分
的人工心臓の移植及び全人工心臓が例示できる。
因の一つとなつている。環動脈の閉塞により心筋
層の虚血が生じ、次いで、血液が不充分である場
合は、心筋層の梗塞（或は壊死）が起こる。該梗
塞は、心因性の発作症状を惹起し、患者の生存を
確保するためには、緊急循環補助装置を使用する
必要がある。しかしながら、これら循環補助装置
は、患者を永久に体外ポンプに結合させておかね
ばならないことを考慮すると、患者に非常に大き
な制約を課するものであり、その使用が中断され
れば一般に死亡の原因となる欠点がある。斯かる
重大な問題に対して各種の解決法が考慮されてお
り、例えば、心臓移植、補助左心室からなる部分
的人工心臓の移植及び全人工心臓が例示できる。
しかし、心臓移植には、次の如き問題があるこ
とが知られている。即ち、提供者が極めて少ない
こと、組織適合性が低いこと、組織移植拒否反応
（graft rejection）及びこの拒否反応に対する免
疫学上の対応が未だ不充分であること等である。
今日まで満足し得る解決策が得られていないの
は、これらの問題点が存するためである。このた
め、多くの研究者は、正常な機能を営めない心臓
を、心臓移植につきものの免疫拒否反応を起こさ
ない人工器官で置き換えることを考えて来た。そ
して、まず、補助的人工左心室を患者の心臓に結
合して移植することに注目した。しかるに、斯か
る人工器官は、心不全の最も重要な発生源である
左心室の機能不全を手当てするのには有用である
と考えられるものの、患者の不完全心臓の左心室
以外の、現に生きている部分の障害が生じた場合
には、これを手当てすることができない。従つ
て、理論上、理想的な解決策として、不全心臓を
全人工心臓で取り換えることが考えられる。現
在、米国、西独、日本及びイタリアをはじめとす
る世界各国で、多くの研究者グループが人工心臓
の動物実験を行なつている。これらの人工心臓
は、“メンブレンポンプ”型の二連式人工器官
（double prostheses）であり、夫々２つの分離し
たエネルギー源により独立に作動される右心室及
び左心室を備えている。現在研究されている人工
心臓は、スターリング（STARLING）の原理に
合致するように設計されているものである。該原
理に従えば、人工心臓の作動周期が一定に維持さ
れている場合にも、人工心臓装着者の循環系によ
り誘発される血流の変動は、注入圧力（filling
pressure）の変動に基づき各心室内に導入される
血液の体積が変動することにより、生じるとされ
ている。従来提案された人工心臓は、その製造及
び移植を容易にするべく、互いに独立した右心室
と左心室とから形成されている。このように２つ
の心室が独立しているため、両者間に比較的大き
な解剖学的に利用されないスペースが生じ、生理
学的に使用可能体積を減少せしめ、結果として過
度に大容積の人工心臓となる難点が生じる。
とが知られている。即ち、提供者が極めて少ない
こと、組織適合性が低いこと、組織移植拒否反応
（graft rejection）及びこの拒否反応に対する免
疫学上の対応が未だ不充分であること等である。
今日まで満足し得る解決策が得られていないの
は、これらの問題点が存するためである。このた
め、多くの研究者は、正常な機能を営めない心臓
を、心臓移植につきものの免疫拒否反応を起こさ
ない人工器官で置き換えることを考えて来た。そ
して、まず、補助的人工左心室を患者の心臓に結
合して移植することに注目した。しかるに、斯か
る人工器官は、心不全の最も重要な発生源である
左心室の機能不全を手当てするのには有用である
と考えられるものの、患者の不完全心臓の左心室
以外の、現に生きている部分の障害が生じた場合
には、これを手当てすることができない。従つ
て、理論上、理想的な解決策として、不全心臓を
全人工心臓で取り換えることが考えられる。現
在、米国、西独、日本及びイタリアをはじめとす
る世界各国で、多くの研究者グループが人工心臓
の動物実験を行なつている。これらの人工心臓
は、“メンブレンポンプ”型の二連式人工器官
（double prostheses）であり、夫々２つの分離し
たエネルギー源により独立に作動される右心室及
び左心室を備えている。現在研究されている人工
心臓は、スターリング（STARLING）の原理に
合致するように設計されているものである。該原
理に従えば、人工心臓の作動周期が一定に維持さ
れている場合にも、人工心臓装着者の循環系によ
り誘発される血流の変動は、注入圧力（filling
pressure）の変動に基づき各心室内に導入される
血液の体積が変動することにより、生じるとされ
ている。従来提案された人工心臓は、その製造及
び移植を容易にするべく、互いに独立した右心室
と左心室とから形成されている。このように２つ
の心室が独立しているため、両者間に比較的大き
な解剖学的に利用されないスペースが生じ、生理
学的に使用可能体積を減少せしめ、結果として過
度に大容積の人工心臓となる難点が生じる。
加えて、これら人工心臓の構成上、２つの心室
が独立して並置されているため、これら２つの心
室を独立したエネルギー源により互いに独立して
作動させることを要し、従つて、これら２つの独
立した人工器官の夫々から押し出された２つの血
流間での調節を必要とする。更に、これら人工心
臓においては、血流の変動が、注入圧力の変動に
基づく心臓収縮時の容積（systolic volume）の
変動に依存するため、その設計上、生理学的要求
の変動に応じるべく大きな予備容積が必要とな
る。このように生理学的要求に応じた大きな心室
容積を有する人工心臓は、心臓周囲腔の大きさに
より決定されるスペースの要求を充足し難いとい
う欠点がある。しかも、比較的大きな体積及び比
較的大きなスペースが必要であるため、これら二
連式人工心臓は、人工心臓との連結血管及び周囲
血管を圧迫して血液循環を阻害することがある。
そして、斯かる人工心臓に必要とされる容積及び
スペースが減少されたとしても、能力が不充分な
ものとなり、結果として、例えば筋肉運動時等の
如く、器官の要求が増大した場合に血液が不充分
なものとなつてしまう。
が独立して並置されているため、これら２つの心
室を独立したエネルギー源により互いに独立して
作動させることを要し、従つて、これら２つの独
立した人工器官の夫々から押し出された２つの血
流間での調節を必要とする。更に、これら人工心
臓においては、血流の変動が、注入圧力の変動に
基づく心臓収縮時の容積（systolic volume）の
変動に依存するため、その設計上、生理学的要求
の変動に応じるべく大きな予備容積が必要とな
る。このように生理学的要求に応じた大きな心室
容積を有する人工心臓は、心臓周囲腔の大きさに
より決定されるスペースの要求を充足し難いとい
う欠点がある。しかも、比較的大きな体積及び比
較的大きなスペースが必要であるため、これら二
連式人工心臓は、人工心臓との連結血管及び周囲
血管を圧迫して血液循環を阻害することがある。
そして、斯かる人工心臓に必要とされる容積及び
スペースが減少されたとしても、能力が不充分な
ものとなり、結果として、例えば筋肉運動時等の
如く、器官の要求が増大した場合に血液が不充分
なものとなつてしまう。
発明が解決しようとする課題
本発明の目的は、従来の人工心臓に比し実用上
の要求に、特に下記の点において、よりよく応え
得る新規な人工心臓を提供することにある。即
ち、 従来の人工心臓に比し必要とするスペースが小
さいにも拘らず、大量の血液循環を可能とし、高
い能力が確保できること、 その比較的小さな体積の故に、心臓周囲腔の生
理学的に使用可能な体積を最良状態で活用でき、
解剖学的に利用されない無駄なスペースを実質上
完全に除去し得ること、 右心室及び左心室の作動のためのエネルギー源
が唯一つで足りること、 を可能にする人工心臓を提供することにある。
の要求に、特に下記の点において、よりよく応え
得る新規な人工心臓を提供することにある。即
ち、 従来の人工心臓に比し必要とするスペースが小
さいにも拘らず、大量の血液循環を可能とし、高
い能力が確保できること、 その比較的小さな体積の故に、心臓周囲腔の生
理学的に使用可能な体積を最良状態で活用でき、
解剖学的に利用されない無駄なスペースを実質上
完全に除去し得ること、 右心室及び左心室の作動のためのエネルギー源
が唯一つで足りること、 を可能にする人工心臓を提供することにある。
課題を解決するための手段
本発明は、上記目的を達成するため、
全体が自然心臓と略同様の外形を有し心臓周囲
腔に移植可能であり、周囲組織に対し生物学的に
適合する材料で構成され、各々第一及び第二から
なる各２個の血液入口及び血液出口、並びに加圧
ガス給排用開口を備えているケースと、 自然心臓の心尖相当位置からこれと反対側の基
端部に達する範囲にわたつて前記ケースの内周面
に周縁を固定され、該固定部位に対し前記ケース
の一方の側に凸をなす曲面形状を有し、該一方の
側のケース内面との間に右心室用空間を形成し、
他方の側のケース内面との間に左心室用空間を形
成する剛性支持体と、 エラストマで形成され、前記支持体の凸曲面を
覆うように前記ケース内周面に固定され、前記ケ
ース内面との間に右心室を形成する第一のメレン
と、 前記左心室用空間において前記ケース内に周縁
を固定され前記他方の側のケース内面との間に左
心室を形成する第二のメンブレンであつて、該固
定部位から前記支持体側及び前記他方の側に該第
二のメンブレン両側のガス圧差の変動に基づき凸
方向を変えるように変形せしめられ得る材料で形
成された該第二のメンブレンと、 前記右心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第一の血液入口及び第一の血液出口
に結合された第一の血液収容袋と、 前記左心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第二の血液入口及び第二の血液出口
に結合された第二の血液収容袋と、 前記給排用開口に連結され、前記二つのメンブ
レンの間に加圧ガスを供給することにより前記第
１のメンブレンの伸長に基づく前記右心室の容積
変化、及び前記第二のメンブレンの変形に基づく
前記左心室の容積変化を生じさせ、単一ユニツト
の二心室心臓として機能せしめるための加圧ガス
供給装置と、 人工心臓装着者の血液循環系への吻合のために
前記各血液入口及び出口に装着されたバルブであ
つて、自然心臓の大動脈及び肺特脈を経る血液流
出特性に匹敵する血液流量を確保し、且つ前記左
心室から大動脈、及び右心室から肺動脈への血液
流における生理学的動圧を確保するようにバルブ
通過時の圧力低下を最少限にし得る直径を有した
該バルブと、 前記左心室における加圧力及び大動脈における
血圧に基づいて前記加圧ガス供給装置の供給圧を
制御する調整室と を備えていることを特徴とする人工心臓 を提供するものである。
腔に移植可能であり、周囲組織に対し生物学的に
適合する材料で構成され、各々第一及び第二から
なる各２個の血液入口及び血液出口、並びに加圧
ガス給排用開口を備えているケースと、 自然心臓の心尖相当位置からこれと反対側の基
端部に達する範囲にわたつて前記ケースの内周面
に周縁を固定され、該固定部位に対し前記ケース
の一方の側に凸をなす曲面形状を有し、該一方の
側のケース内面との間に右心室用空間を形成し、
他方の側のケース内面との間に左心室用空間を形
成する剛性支持体と、 エラストマで形成され、前記支持体の凸曲面を
覆うように前記ケース内周面に固定され、前記ケ
ース内面との間に右心室を形成する第一のメレン
と、 前記左心室用空間において前記ケース内に周縁
を固定され前記他方の側のケース内面との間に左
心室を形成する第二のメンブレンであつて、該固
定部位から前記支持体側及び前記他方の側に該第
二のメンブレン両側のガス圧差の変動に基づき凸
方向を変えるように変形せしめられ得る材料で形
成された該第二のメンブレンと、 前記右心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第一の血液入口及び第一の血液出口
に結合された第一の血液収容袋と、 前記左心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第二の血液入口及び第二の血液出口
に結合された第二の血液収容袋と、 前記給排用開口に連結され、前記二つのメンブ
レンの間に加圧ガスを供給することにより前記第
１のメンブレンの伸長に基づく前記右心室の容積
変化、及び前記第二のメンブレンの変形に基づく
前記左心室の容積変化を生じさせ、単一ユニツト
の二心室心臓として機能せしめるための加圧ガス
供給装置と、 人工心臓装着者の血液循環系への吻合のために
前記各血液入口及び出口に装着されたバルブであ
つて、自然心臓の大動脈及び肺特脈を経る血液流
出特性に匹敵する血液流量を確保し、且つ前記左
心室から大動脈、及び右心室から肺動脈への血液
流における生理学的動圧を確保するようにバルブ
通過時の圧力低下を最少限にし得る直径を有した
該バルブと、 前記左心室における加圧力及び大動脈における
血圧に基づいて前記加圧ガス供給装置の供給圧を
制御する調整室と を備えていることを特徴とする人工心臓 を提供するものである。
本発明はまた上記目的達成のため、前記調整室
として 平均大動脈圧値に基づいてガス供給圧と心拍サ
イクルにおける加圧時間割合とを制御し、左心室
の加圧力に基づき心拍周期を750〜550ミリセカン
ドの範囲に制御する二重サーブ制御をなすように
構成されている該調整装置にして、 (i) 人工心臓装着者の実際の平均大動脈圧値を基
準値と比較して得られたシグナルに基づき前記
供給圧を230〜330ｇ／cm2の間で変化させて前記
第一及び第二のメンブレンに作用する圧力を増
減すると共に心拍サイクルにおける加圧ガス供
給の時間割合を変化させることにより、血液流
量を増減する第一のサーボ制御装置と、 (ii) 前記加圧ガス供給による左心室の加圧力の増
加及び減少に対応して、前記加圧ガス供給装置
の収容部に伴われたマイクロプロセツサにおけ
る処理の後発せられるシグナルに基づき、750
〜550ミリセカンドの範囲で加圧ガス供給の周
期を増加及び減少させる第二のサーボ制御装置
とを有している該調整装置を備えている人工心
臓を提供するものである。
として 平均大動脈圧値に基づいてガス供給圧と心拍サ
イクルにおける加圧時間割合とを制御し、左心室
の加圧力に基づき心拍周期を750〜550ミリセカン
ドの範囲に制御する二重サーブ制御をなすように
構成されている該調整装置にして、 (i) 人工心臓装着者の実際の平均大動脈圧値を基
準値と比較して得られたシグナルに基づき前記
供給圧を230〜330ｇ／cm2の間で変化させて前記
第一及び第二のメンブレンに作用する圧力を増
減すると共に心拍サイクルにおける加圧ガス供
給の時間割合を変化させることにより、血液流
量を増減する第一のサーボ制御装置と、 (ii) 前記加圧ガス供給による左心室の加圧力の増
加及び減少に対応して、前記加圧ガス供給装置
の収容部に伴われたマイクロプロセツサにおけ
る処理の後発せられるシグナルに基づき、750
〜550ミリセカンドの範囲で加圧ガス供給の周
期を増加及び減少させる第二のサーボ制御装置
とを有している該調整装置を備えている人工心
臓を提供するものである。
実施例
以下、本発明の実施例を添付図面と共に説明す
る。
る。
以下の説明において、左右の向きは、人工心臓
を装着したヒトの左右を基準とし、従つて図にお
ける向きとは逆となる。
を装着したヒトの左右を基準とし、従つて図にお
ける向きとは逆となる。
本発明の人工心臓は、二心室型の単一ブロツク
によつて形成されており、これは例えばポリウレ
タンの如き周囲の組織に対して非毒性の材料から
作られたケースを備えている。該ケースは、例え
ば略水平な平面においてクリツプ３によつて密閉
状に結合されている上部１と下部２とを備えてい
る。該上部１及び下部２を備えたケースは、伸長
性に基づき作動するエラストマー製のメンブレン
４（以下膜４という）を備え、該膜は150〜165cm2
というオーダーの大きな面積を有し且つ上部１及
び下部２の壁面の右側部分の内表面との間に人工
心臓の右心室を形成する。該膜４の形状は、該膜
４が作動状態におかれた場合に、右心室空間が先
端部（心尖相当部）から基端部（心尖相当部と反
対側の部分）に向けて半径方向厚さを増す様にな
つている。このエラストマー製の膜４は、極めて
特殊な弾性的特性を有する。即ち容量は、240ミ
リセカンドの時間230〜330ｇ／cm2の圧力変化にさ
らされた時、80mlから170mlの間で変化する。こ
の膜４は、例えばステンレススチールの如き硬い
材料の板によつて作られた剛性支持体５によつて
支持されており、この剛性支持体５は該剛性支持
体の凸側の表面に取付けられた膜４をその形状に
正確に合致させる。剛性支持体は、ケースのハウ
ジング６，７，８，９に於いて、膜４と共に上部
１、下部２に固定される。この目的に達成するた
めに、該膜４は人工心臓の先端部から基端部まで
の全体の高さにわたつて延びている。左心室の境
を形成する膜４によつて人工心臓に結合された空
気エネルギー源からの空気圧の伝達を確保するた
めに、プレート状の剛性支持体５は、その表面の
全体にわたつて穴があけられていることが好まし
い。第二のメンブレン１０（以下膜１０という）
も、上部１及び下部２に支持されている。上部１
及び下部２の左側部分の内部表面との間に左心室
を形成するこの膜１０は、人工心臓の長手方向軸
線を含む面AAと15゜の角度を形成するBB面の両
側へ凸方向を変えるように変形する。この変形は
膜１０の弾性に基づき行われるが、膜４のような
伸長を伴わずに行われる。膜１０は、たとえばス
テンレススチールの如き硬い材料からなる支持体
１１の一端縁に固定されており、支持体１１の他
端縁は、上部１及び下部２のハウジング６，７，
８，９に固定されている。弁付き口１２，１３，
１４，１５は、上部１及び下部２に設けられ、該
上部及び下部は第１図の番号１６によつて概略的
に示されている結合パイプによつて、小さい直径
（たとえば10〜12mm）の経皮チユーブ（trans−
cutaneous tube）（図示せず）を通して、加圧ガ
ス供給源に結合されている。該チユーブは、再生
組織（reinhabitable tissu）により被覆され、そ
の末端に皮膚上に於けるチユーブの軸上せん断ず
れを防ぎ且つ病毒の伝染を避けるための炭素パイ
ロライトデイスク（carbon pyrolyte disc）を皮
膚の下に有している。前記加圧ガス供給源は、構
造の簡易化のためには単一のものとするのが有利
であるが、これを独立した２つのものとし、一方
は剛性支持体５と膜４との間、他方は剛性支持体
５との膜１０との間に連通させることもでき、特
に供給ガスが空気である場合は、２つの独立した
ポンプとすることができる。
によつて形成されており、これは例えばポリウレ
タンの如き周囲の組織に対して非毒性の材料から
作られたケースを備えている。該ケースは、例え
ば略水平な平面においてクリツプ３によつて密閉
状に結合されている上部１と下部２とを備えてい
る。該上部１及び下部２を備えたケースは、伸長
性に基づき作動するエラストマー製のメンブレン
４（以下膜４という）を備え、該膜は150〜165cm2
というオーダーの大きな面積を有し且つ上部１及
び下部２の壁面の右側部分の内表面との間に人工
心臓の右心室を形成する。該膜４の形状は、該膜
４が作動状態におかれた場合に、右心室空間が先
端部（心尖相当部）から基端部（心尖相当部と反
対側の部分）に向けて半径方向厚さを増す様にな
つている。このエラストマー製の膜４は、極めて
特殊な弾性的特性を有する。即ち容量は、240ミ
リセカンドの時間230〜330ｇ／cm2の圧力変化にさ
らされた時、80mlから170mlの間で変化する。こ
の膜４は、例えばステンレススチールの如き硬い
材料の板によつて作られた剛性支持体５によつて
支持されており、この剛性支持体５は該剛性支持
体の凸側の表面に取付けられた膜４をその形状に
正確に合致させる。剛性支持体は、ケースのハウ
ジング６，７，８，９に於いて、膜４と共に上部
１、下部２に固定される。この目的に達成するた
めに、該膜４は人工心臓の先端部から基端部まで
の全体の高さにわたつて延びている。左心室の境
を形成する膜４によつて人工心臓に結合された空
気エネルギー源からの空気圧の伝達を確保するた
めに、プレート状の剛性支持体５は、その表面の
全体にわたつて穴があけられていることが好まし
い。第二のメンブレン１０（以下膜１０という）
も、上部１及び下部２に支持されている。上部１
及び下部２の左側部分の内部表面との間に左心室
を形成するこの膜１０は、人工心臓の長手方向軸
線を含む面AAと15゜の角度を形成するBB面の両
側へ凸方向を変えるように変形する。この変形は
膜１０の弾性に基づき行われるが、膜４のような
伸長を伴わずに行われる。膜１０は、たとえばス
テンレススチールの如き硬い材料からなる支持体
１１の一端縁に固定されており、支持体１１の他
端縁は、上部１及び下部２のハウジング６，７，
８，９に固定されている。弁付き口１２，１３，
１４，１５は、上部１及び下部２に設けられ、該
上部及び下部は第１図の番号１６によつて概略的
に示されている結合パイプによつて、小さい直径
（たとえば10〜12mm）の経皮チユーブ（trans−
cutaneous tube）（図示せず）を通して、加圧ガ
ス供給源に結合されている。該チユーブは、再生
組織（reinhabitable tissu）により被覆され、そ
の末端に皮膚上に於けるチユーブの軸上せん断ず
れを防ぎ且つ病毒の伝染を避けるための炭素パイ
ロライトデイスク（carbon pyrolyte disc）を皮
膚の下に有している。前記加圧ガス供給源は、構
造の簡易化のためには単一のものとするのが有利
であるが、これを独立した２つのものとし、一方
は剛性支持体５と膜４との間、他方は剛性支持体
５との膜１０との間に連通させることもでき、特
に供給ガスが空気である場合は、２つの独立した
ポンプとすることができる。
膜１０は、膜４と同様に、ケース１，２の左側
内部表面と膜１０とにより囲まれた左心室１８
が、人工心臓の先端部から基端部に向けて半径方
向厚さを増加するように上部１及び下部２に結合
されている。この様な配置は、何らの混乱なく層
状流れ（laminer flows）を増進し、心室１７及
び１８に於て、出口方向、即ち大動脈と肺動脈の
夫々に向つて血液の速度ベクトルを決定し、心室
１７及び１８に於ける速度零のゾーンを減少させ
る。親血性材料たとえばポリウレタンから作られ
たうすい第一及び第二の血液収容袋１９，２０
は、膜４と１０によつて形成された作動装置並び
にケースを心室１７，１８中へ吸入排出される血
液から分離するように各々弁付き口１２，１３，
１４，１５に口部を結合されている。右心室１７
と左心室１８の容積は実質的に等しくまた夫々は
約250cm3である。
内部表面と膜１０とにより囲まれた左心室１８
が、人工心臓の先端部から基端部に向けて半径方
向厚さを増加するように上部１及び下部２に結合
されている。この様な配置は、何らの混乱なく層
状流れ（laminer flows）を増進し、心室１７及
び１８に於て、出口方向、即ち大動脈と肺動脈の
夫々に向つて血液の速度ベクトルを決定し、心室
１７及び１８に於ける速度零のゾーンを減少させ
る。親血性材料たとえばポリウレタンから作られ
たうすい第一及び第二の血液収容袋１９，２０
は、膜４と１０によつて形成された作動装置並び
にケースを心室１７，１８中へ吸入排出される血
液から分離するように各々弁付き口１２，１３，
１４，１５に口部を結合されている。右心室１７
と左心室１８の容積は実質的に等しくまた夫々は
約250cm3である。
全体として参照号２１で示されるインサート
（第６図参照）が、上部１及び下部２内に設置さ
れる。さらに詳しくは、該インサートは、弁付き
口１２，１３，１４，１５、即ち大動脈口、左房
室口、肺動脈口及び三尖弁口の開口部の面から少
し内側に挿入される。
（第６図参照）が、上部１及び下部２内に設置さ
れる。さらに詳しくは、該インサートは、弁付き
口１２，１３，１４，１５、即ち大動脈口、左房
室口、肺動脈口及び三尖弁口の開口部の面から少
し内側に挿入される。
これらのインサート２１の１つが第６図に約10
倍の比率で拡大されて示されている。該インサー
ト２１は本発明人工心臓とその装着者との間の接
合点になつていて、これにより血圧低下
（presseere drops）を極度に減少させる様に本発
明の弁２２を弁付き口１２，１３，１４，１５に
装着できる。第６図に示されたインサート２１は
例えばステンレススチール製の本体２３を有して
いる。インサートのハウジング部分２４には該イ
ンサートを受け入れる弁付き口形成部分２５が嵌
合される。該弁付き口形成部分２５は上部１及び
下部２における弁付き口周囲部により形成されて
いる。該インサートの本体２３はさらに接合部２
７と螺合するための側面の雄ねじ部（lateral
thread）２６を備えている。
倍の比率で拡大されて示されている。該インサー
ト２１は本発明人工心臓とその装着者との間の接
合点になつていて、これにより血圧低下
（presseere drops）を極度に減少させる様に本発
明の弁２２を弁付き口１２，１３，１４，１５に
装着できる。第６図に示されたインサート２１は
例えばステンレススチール製の本体２３を有して
いる。インサートのハウジング部分２４には該イ
ンサートを受け入れる弁付き口形成部分２５が嵌
合される。該弁付き口形成部分２５は上部１及び
下部２における弁付き口周囲部により形成されて
いる。該インサートの本体２３はさらに接合部２
７と螺合するための側面の雄ねじ部（lateral
thread）２６を備えている。
接合部２７は、この雄ねじ部２６に螺着される
ことにより、デイスク２８を本体２３との間に挟
持する。デイスク２８はテフロン製であり、人工
心臓をその装着者に吻合するのに使用される。本
体２３はまた１つの穴２９と２つの穴３０を有し
ている。穴２９は、参照番号２２で示される弁の
連設バー（articulation bar）３１（第５図参
照）を受け入れる。該弁のデイスク３３は、弁体
を形成しているが、バー３１，３２の自由端に挿
入され支持されている。デイスク３３は、適当な
親血性熱可塑性の材料でつくられていて、その直
径は、それと連接される弁付き口の直径とほぼ同
一であり、また、本発明人工心臓が吻合される血
管の直径と実質的に等しい。弁２２のバーをイン
サート２１に嵌合させて支持し、これに基づき、
公知の弁が具えている金属の支持リングを取除い
たことにより、血液の流量の制限（血圧の低下）
の原因が大巾に、又血栓形成の原因もかなりの程
度、解消される。
ことにより、デイスク２８を本体２３との間に挟
持する。デイスク２８はテフロン製であり、人工
心臓をその装着者に吻合するのに使用される。本
体２３はまた１つの穴２９と２つの穴３０を有し
ている。穴２９は、参照番号２２で示される弁の
連設バー（articulation bar）３１（第５図参
照）を受け入れる。該弁のデイスク３３は、弁体
を形成しているが、バー３１，３２の自由端に挿
入され支持されている。デイスク３３は、適当な
親血性熱可塑性の材料でつくられていて、その直
径は、それと連接される弁付き口の直径とほぼ同
一であり、また、本発明人工心臓が吻合される血
管の直径と実質的に等しい。弁２２のバーをイン
サート２１に嵌合させて支持し、これに基づき、
公知の弁が具えている金属の支持リングを取除い
たことにより、血液の流量の制限（血圧の低下）
の原因が大巾に、又血栓形成の原因もかなりの程
度、解消される。
このように、構成された人工心臓は、次のよう
に動作する。
に動作する。
膜（第１のメンブレン）４と膜（第２のメン
ブレン）１０との間に、パイプ１６を通じて加
圧空気が供給される。第１図に示すように、膜
４は供給される空気の圧力により膨張する。同
時に膜１０は、第１図に破線Ｂ−Ｂで示す面に
略対称に凸方向を膜４の側から第２の血液収容
袋２０の側へ変える（第１図は変形後の状態を
示している。） 第１の血液収容袋１９及び第２の血液収容袋
２０は、膜４，１０の変形による心室１７，１
８内の圧力上昇に伴つて、圧縮される。
ブレン）１０との間に、パイプ１６を通じて加
圧空気が供給される。第１図に示すように、膜
４は供給される空気の圧力により膨張する。同
時に膜１０は、第１図に破線Ｂ−Ｂで示す面に
略対称に凸方向を膜４の側から第２の血液収容
袋２０の側へ変える（第１図は変形後の状態を
示している。） 第１の血液収容袋１９及び第２の血液収容袋
２０は、膜４，１０の変形による心室１７，１
８内の圧力上昇に伴つて、圧縮される。
この圧縮で血液収容袋１９，２０内の圧力も
上昇する。これにより弁付き口１４，１２の弁
が開いて、第１の血液収容袋１９からは肺動脈
へ、第２の血液収容袋２０からは大動脈へ血液
が送り出される。
上昇する。これにより弁付き口１４，１２の弁
が開いて、第１の血液収容袋１９からは肺動脈
へ、第２の血液収容袋２０からは大動脈へ血液
が送り出される。
次に加圧空気の供給が停止し膜４及び１０間
の加圧状態が解かれる。これにより膜４，１０
は、変形前の状態に戻る。すなわち、膜４は剛
性支持体５に密着する位置に戻り、膜１０は凸
方向を第２の血液収容袋２０の側から膜４の側
へ変えた位置に戻る。
の加圧状態が解かれる。これにより膜４，１０
は、変形前の状態に戻る。すなわち、膜４は剛
性支持体５に密着する位置に戻り、膜１０は凸
方向を第２の血液収容袋２０の側から膜４の側
へ変えた位置に戻る。
この膜４，１０の移動と同時に、第１及び第
２の血液収容袋１９，２０は膨脹する。
２の血液収容袋１９，２０は膨脹する。
この膨脹は血液収容袋１９，２０内の圧力低
下を伴い、これにより弁付き口１５，１３の弁
が開き、第１の血液収容袋１９へは大静脈か
ら、第２の血液収容袋２０へは肺静脈から血液
が流入する。
下を伴い、これにより弁付き口１５，１３の弁
が開き、第１の血液収容袋１９へは大静脈か
ら、第２の血液収容袋２０へは肺静脈から血液
が流入する。
その後、加圧空気の供給により再び前記の
動作が行なわれ、このサイクルが繰返される。
動作が行なわれ、このサイクルが繰返される。
使用に際しては、前述のように右心室に於ける
容積の変化は、分配器からの圧縮空気（又はヘリ
ウム）の作用下に、自然心臓の空間の中融に相当
する凸状の弾性膜４の伸張を引き起こすことによ
りもたらされる。膜４の面積が大きいので、伸縮
の幅は小さくてよく、膜４を形成するエラストマ
ーに加えられる機械的反力は、僅かである。すな
わち、約10〜15％伸張されるだけであり、該エラ
ストマーの被労は実質的にはゼロである。左心室
の容積変化は、本発明の人工心臓のBB面の両側
に於ける非伸縮性膜１０の変形により行われる。
容積の変化は、分配器からの圧縮空気（又はヘリ
ウム）の作用下に、自然心臓の空間の中融に相当
する凸状の弾性膜４の伸張を引き起こすことによ
りもたらされる。膜４の面積が大きいので、伸縮
の幅は小さくてよく、膜４を形成するエラストマ
ーに加えられる機械的反力は、僅かである。すな
わち、約10〜15％伸張されるだけであり、該エラ
ストマーの被労は実質的にはゼロである。左心室
の容積変化は、本発明の人工心臓のBB面の両側
に於ける非伸縮性膜１０の変形により行われる。
人工心臓は、循環系から送られてくる全ての血
液を、両心室の平均供給圧力（mean supply
pressure）がそれらの生理学的上の数値
（physiological values）即ち右心室については
−２〜＋７mmHg、左心室については＋５〜＋15
mmHgの範囲から外れることがないように、押出
さねばならない。
液を、両心室の平均供給圧力（mean supply
pressure）がそれらの生理学的上の数値
（physiological values）即ち右心室については
−２〜＋７mmHg、左心室については＋５〜＋15
mmHgの範囲から外れることがないように、押出
さねばならない。
心臓に到達する血液の流量は、循環系の抵抗値
に反比例するので、この部分で心臓により押出さ
れる流量は、動脈の圧力をその生理学上の数値に
維持するためにこれらの抵抗力に対抗していなけ
ればならない。
に反比例するので、この部分で心臓により押出さ
れる流量は、動脈の圧力をその生理学上の数値に
維持するためにこれらの抵抗力に対抗していなけ
ればならない。
このために、体重80Kgの若い患者では、注入圧
力（filling pressure）に対する左心室の感応性
は約１／mmHg／分でなければならず、これは
約９〜19／分の流量変化に対応する。
力（filling pressure）に対する左心室の感応性
は約１／mmHg／分でなければならず、これは
約９〜19／分の流量変化に対応する。
人体が休息状態（酸素消費量400cm3／分）から
最高度の筋肉運動状態（酸素消費量1300cm3／分）
に変るときの自然心臓の能力と同じ能力を人工心
臓で再現するためには、３つの種類の調整
（adaptation）が考えられる。即ち注入圧力の変
化に基づく心臓収縮容量（systolic volume）の
変化のみによる流量調整、心拍数変化
（frequency variations）にもとずく流量調整、
及び自然心臓のようにこれら２つのメカニズムを
相乗的に利用することによる流量調整である。
最高度の筋肉運動状態（酸素消費量1300cm3／分）
に変るときの自然心臓の能力と同じ能力を人工心
臓で再現するためには、３つの種類の調整
（adaptation）が考えられる。即ち注入圧力の変
化に基づく心臓収縮容量（systolic volume）の
変化のみによる流量調整、心拍数変化
（frequency variations）にもとずく流量調整、
及び自然心臓のようにこれら２つのメカニズムを
相乗的に利用することによる流量調整である。
現在、大抵の公知の人工心臓で得られるような
心臓収縮期容量の変化にのみもとずく流量の自力
調整（self−requlation of flow）は、次の理由
により不十分である。長期に亘つて実際に使用し
うる心拍数は90〜100サイクル／分であり、流量
の自力調整は、従つて解剖学的制限
（anatomical constraints）に適合しない大きな
心臓拡張期容量（ａ large diastolic reserve
volume）を伴う。さらに、従来使用されてきた
人工弁は、これもスペースの関係で、その内径は
30ミリ以下である。心室内にある血液を放出する
ために要する時間は１心拍周期の35〜40％である
から、その放出後、心室への血液流入のために残
された時間は約340〜400ミリセカンドである。平
均注入圧力が容認しうる最高水準（15mmHg）に
あるときに、心耳から心室にこの間に流れること
ができる血液の最大量は、これらの状態（注入イ
ンピーダンス〔filling impedance〕）の下では
110〜130mlにすぎない。
心臓収縮期容量の変化にのみもとずく流量の自力
調整（self−requlation of flow）は、次の理由
により不十分である。長期に亘つて実際に使用し
うる心拍数は90〜100サイクル／分であり、流量
の自力調整は、従つて解剖学的制限
（anatomical constraints）に適合しない大きな
心臓拡張期容量（ａ large diastolic reserve
volume）を伴う。さらに、従来使用されてきた
人工弁は、これもスペースの関係で、その内径は
30ミリ以下である。心室内にある血液を放出する
ために要する時間は１心拍周期の35〜40％である
から、その放出後、心室への血液流入のために残
された時間は約340〜400ミリセカンドである。平
均注入圧力が容認しうる最高水準（15mmHg）に
あるときに、心耳から心室にこの間に流れること
ができる血液の最大量は、これらの状態（注入イ
ンピーダンス〔filling impedance〕）の下では
110〜130mlにすぎない。
一定の心拍数で作動する場合に血液の流量を限
定する要因は、収容量（available reserve
volume）を制限する心臓周囲腔の解剖学的条件
（anstomical constraints）とこの収容量の実際
上に使用を制限する人工弁通下時の圧力低下であ
る。
定する要因は、収容量（available reserve
volume）を制限する心臓周囲腔の解剖学的条件
（anstomical constraints）とこの収容量の実際
上に使用を制限する人工弁通下時の圧力低下であ
る。
実際には、800cm3以上の有効総体積の場合、公
知の人工心臓では、注入圧力15mmHgで13／分
以下の流量となる。
知の人工心臓では、注入圧力15mmHgで13／分
以下の流量となる。
以上のほかに、適当な心拍数変化によつて流量
の調整をはかることも試みられてきた。これらの
人工心臓は一定の心臓収縮期容量（constant
systolic volume）で作動し、心室が一杯になる
とすぐに一定の信号の影響下に電子装置が注入段
階（filling phase）をストツプする。これらの人
工心臓はそれぞれ左右に位置する２つの独立した
部分でつくられているので、スペースの問題で最
高心臓収縮期容量が130mlに限定される。
の調整をはかることも試みられてきた。これらの
人工心臓は一定の心臓収縮期容量（constant
systolic volume）で作動し、心室が一杯になる
とすぐに一定の信号の影響下に電子装置が注入段
階（filling phase）をストツプする。これらの人
工心臓はそれぞれ左右に位置する２つの独立した
部分でつくられているので、スペースの問題で最
高心臓収縮期容量が130mlに限定される。
本発明によると、次のことが明らかになつた。
即ち本発明では小さな体積（700cm3）、大きな収容
量（190ml）及び大きな入口弁（内径35mm）を有
する単一体の人工心臓を、心臓収縮期容量の変化
（STARLINGの原理に基づく）、心拍数及び放出
力の変化（SARNOFFの原理に基づく）を同時
に関連させる調整装置と組合わせることにより、
上記の生理学的注入圧力に従いながらより大きな
流量変化が得られ、その結果として動脈圧の調節
を確実に向上できる。本発明によるとこのような
装置は、左心室の注入圧力に関連する注入段階
（filling phase）の持続時間と、患者の体循環の
抵抗に関連する供給圧（activation pressure）
とを調節する。
即ち本発明では小さな体積（700cm3）、大きな収容
量（190ml）及び大きな入口弁（内径35mm）を有
する単一体の人工心臓を、心臓収縮期容量の変化
（STARLINGの原理に基づく）、心拍数及び放出
力の変化（SARNOFFの原理に基づく）を同時
に関連させる調整装置と組合わせることにより、
上記の生理学的注入圧力に従いながらより大きな
流量変化が得られ、その結果として動脈圧の調節
を確実に向上できる。本発明によるとこのような
装置は、左心室の注入圧力に関連する注入段階
（filling phase）の持続時間と、患者の体循環の
抵抗に関連する供給圧（activation pressure）
とを調節する。
本発明によると、上記調整装置は下記の２つの
サーボ制御装置を有している。
サーボ制御装置を有している。
第１のサーボ制御装置（第７図参照）は、圧力
分配器からの供給圧及び１心拍サイクル中の加圧
時間割合と、自然心臓の平均大動脈圧力
（meanaortic pressure）に基づく基準値との間
の関係を確立する。基準値となる平均大動脈圧力
は人工心臓を移植する前の患者の数値、即ち90〜
120mmHgである。実際の平均大動脈圧力は、心臓
にできるだけ近く配置された勘圧空気供給管
（activation tube）内の空気の圧力の増加の曲線
を形態学的に分析することにより検知できる。上
記の曲線により次のことが決定できる。(1)左心室
の出口弁の開放及び該開放に至る時点に対応する
圧力。該圧力は、患者の心臓拡張期圧力
（diastolic pressure）に相当する。(2)上記弁の開
放に対応する変化点から圧力曲線はカーブし、左
心室の全内容物の大動脈への流出を示す。この曲
線の頂点は患者の「心臓収縮期」の圧力と対応す
る(3)次いで該曲線は再び真直ぐになり圧力分配器
で使われた圧力値となる。加圧時間が240ミリセ
カンド以上で、患者の平均大動脈圧力が120mmHg
以下であり、加圧空気供給圧力が230ｇ／cm2以上
であるとき該曲線に於けるカーブした状態は明瞭
にあらわれている。
分配器からの供給圧及び１心拍サイクル中の加圧
時間割合と、自然心臓の平均大動脈圧力
（meanaortic pressure）に基づく基準値との間
の関係を確立する。基準値となる平均大動脈圧力
は人工心臓を移植する前の患者の数値、即ち90〜
120mmHgである。実際の平均大動脈圧力は、心臓
にできるだけ近く配置された勘圧空気供給管
（activation tube）内の空気の圧力の増加の曲線
を形態学的に分析することにより検知できる。上
記の曲線により次のことが決定できる。(1)左心室
の出口弁の開放及び該開放に至る時点に対応する
圧力。該圧力は、患者の心臓拡張期圧力
（diastolic pressure）に相当する。(2)上記弁の開
放に対応する変化点から圧力曲線はカーブし、左
心室の全内容物の大動脈への流出を示す。この曲
線の頂点は患者の「心臓収縮期」の圧力と対応す
る(3)次いで該曲線は再び真直ぐになり圧力分配器
で使われた圧力値となる。加圧時間が240ミリセ
カンド以上で、患者の平均大動脈圧力が120mmHg
以下であり、加圧空気供給圧力が230ｇ／cm2以上
であるとき該曲線に於けるカーブした状態は明瞭
にあらわれている。
左心室の膜１０は伸長性を有しないので、前記
(2)の変化点からの曲線の傾斜は、右心室の膜４の
伸張に対する弾性抵抗にのみ依存する。何故なら
ば、加圧空気供給圧は右及び左心室ともに共通だ
からである。加圧空気供給圧曲線の形態学的分析
は、患者の心臓拡張期血圧及び心臓収縮期血圧の
決定を可能とする。この分析から得られたシグナ
ルに基づいて平均大動脈血圧が得られる。このシ
グナルに基づいて、230〜330ｇ／cm2の限界値間に
加圧空気供給圧が制御され、また供給サイクルに
おける心収縮時間の百分率が33〜43％の限界値間
に制御される。測定された平均大動脈血圧が基準
として選択した値より高すぎたり又は低すぎる場
合には、加圧空気供給圧を10ｇ／cm2までの範囲内
で緩和する方向に増加又は減少させねばならず、
またサイクルにおける心臓収縮時間の百分率も１
％までの範囲内で緩和する方向に増加又は減少さ
せねばならない。平均大動脈血圧の基準値以上へ
の又は以下への変化の場合は、加圧空気供給圧及
び心臓の収縮時間割合を上記した限界値の範囲内
で夫々変化を緩和させる方向に修正することとな
る。このことは、右心室の容積の増加又は減少、
及びこれに伴う左心室への血液注入量の増加又は
減少をまねく。
(2)の変化点からの曲線の傾斜は、右心室の膜４の
伸張に対する弾性抵抗にのみ依存する。何故なら
ば、加圧空気供給圧は右及び左心室ともに共通だ
からである。加圧空気供給圧曲線の形態学的分析
は、患者の心臓拡張期血圧及び心臓収縮期血圧の
決定を可能とする。この分析から得られたシグナ
ルに基づいて平均大動脈血圧が得られる。このシ
グナルに基づいて、230〜330ｇ／cm2の限界値間に
加圧空気供給圧が制御され、また供給サイクルに
おける心収縮時間の百分率が33〜43％の限界値間
に制御される。測定された平均大動脈血圧が基準
として選択した値より高すぎたり又は低すぎる場
合には、加圧空気供給圧を10ｇ／cm2までの範囲内
で緩和する方向に増加又は減少させねばならず、
またサイクルにおける心臓収縮時間の百分率も１
％までの範囲内で緩和する方向に増加又は減少さ
せねばならない。平均大動脈血圧の基準値以上へ
の又は以下への変化の場合は、加圧空気供給圧及
び心臓の収縮時間割合を上記した限界値の範囲内
で夫々変化を緩和させる方向に修正することとな
る。このことは、右心室の容積の増加又は減少、
及びこれに伴う左心室への血液注入量の増加又は
減少をまねく。
上記第１のサーボ制御装置は次いで下記三つの
機能を奏する。(1)供給空気圧上昇曲線に基づく制
御シグナルの調整。(2)心拍サイクルでの加圧時間
割合（限界値33〜43％内）を調節するように上記
シグナルを処理すること。制御シグナルは20秒毎
に処理される。(3)機械装置の作動。該装置は、加
圧空気分配器と連動する減圧器に働き、該分配器
収容部４８における供給圧力を、被検者につき測
定された平均大動脈血圧に応じて230〜330ｇの間
に調節する。この操作の目的は、心臓収縮時間を
心室内に含まれる全容量の排出に必要な定常値
（240ミリセカンド±10％）に保持することにあ
る。
機能を奏する。(1)供給空気圧上昇曲線に基づく制
御シグナルの調整。(2)心拍サイクルでの加圧時間
割合（限界値33〜43％内）を調節するように上記
シグナルを処理すること。制御シグナルは20秒毎
に処理される。(3)機械装置の作動。該装置は、加
圧空気分配器と連動する減圧器に働き、該分配器
収容部４８における供給圧力を、被検者につき測
定された平均大動脈血圧に応じて230〜330ｇの間
に調節する。この操作の目的は、心臓収縮時間を
心室内に含まれる全容量の排出に必要な定常値
（240ミリセカンド±10％）に保持することにあ
る。
第７図によれば、第１のサーボ制御装置は、人
工器官から25cm離れて結合パイプ１６（第１図参
照）上に位置する圧力センサー３６、該センサ３
６によつて供給されるシグナルを圧力上昇曲線の
分析に基づいて処理するための電子演算装置３
７、人工心臓の装着者の平均大動脈圧に対応する
シグナルを呼び出し、それを予め設定された基準
大動脈圧（100mmHg±10mm）に対応するシグナル
と比較し、加圧空気供給圧及び心臓収縮時間割合
を調節するためのシグナルを発するコンパレータ
ー３８を備えている。コンパレーター３８によつ
て比較される平均有効大動脈圧が、基準大動脈圧
より大きい場合、４０に供給されるシグナルは、
収容部４８内の加圧空気分配器に供給減少及び心
臓収縮時間割合の減少を起し、またコンパレータ
ー３８によつて比較される平均有効大動脈圧が基
準大動脈圧より小さい場合、制御部４１に供給さ
れるシグナルは、収容部４８内の分配器に供給圧
増加及び心臓収縮時間割合の増加を起す。
工器官から25cm離れて結合パイプ１６（第１図参
照）上に位置する圧力センサー３６、該センサ３
６によつて供給されるシグナルを圧力上昇曲線の
分析に基づいて処理するための電子演算装置３
７、人工心臓の装着者の平均大動脈圧に対応する
シグナルを呼び出し、それを予め設定された基準
大動脈圧（100mmHg±10mm）に対応するシグナル
と比較し、加圧空気供給圧及び心臓収縮時間割合
を調節するためのシグナルを発するコンパレータ
ー３８を備えている。コンパレーター３８によつ
て比較される平均有効大動脈圧が、基準大動脈圧
より大きい場合、４０に供給されるシグナルは、
収容部４８内の加圧空気分配器に供給減少及び心
臓収縮時間割合の減少を起し、またコンパレータ
ー３８によつて比較される平均有効大動脈圧が基
準大動脈圧より小さい場合、制御部４１に供給さ
れるシグナルは、収容部４８内の分配器に供給圧
増加及び心臓収縮時間割合の増加を起す。
第２のサーボ制御装置（第８図参照）は、加圧
空気供給サイクルの周期と左心室の充填又は注入
圧力との関係を確立する。
空気供給サイクルの周期と左心室の充填又は注入
圧力との関係を確立する。
左心室の注入圧力は、加圧空気分配器を備えた
体外の収容部４８内でピツクアツプされた圧力シ
リカゲルから取り出される。該収容部は、結合パ
イプ１６（内径３mm、外径４mm、長さ30cm）と同
軸のチユーブ４９によつて人工心臓の内膜スペー
ス３５（第１図参照）と連絡されている。圧降下
現象を減少させるように、この収容部４８はヘリ
ウムを含むことができる。左心室の注入圧の表示
はシグナルは、加圧空気供給サイクルの周期を限
界値内の750〜550ミリセカンドの間で制御する。
体外の収容部４８内でピツクアツプされた圧力シ
リカゲルから取り出される。該収容部は、結合パ
イプ１６（内径３mm、外径４mm、長さ30cm）と同
軸のチユーブ４９によつて人工心臓の内膜スペー
ス３５（第１図参照）と連絡されている。圧降下
現象を減少させるように、この収容部４８はヘリ
ウムを含むことができる。左心室の注入圧の表示
はシグナルは、加圧空気供給サイクルの周期を限
界値内の750〜550ミリセカンドの間で制御する。
１分当り95サイクルの心拍数（630ミリセカン
ドの周期）は、左心室の平均注入圧力７mmHgの
場合に相当する。左心室平均注入圧力の７mmHg
以上への増大は、550ミリセカンドまでという周
期の限界内における30ミリセカンドの減少を生ぜ
しめ、また左心室平均注入圧力における７mmHg
以下への減少は、750ミリセカンドまでという周
期の限界内における30ミリセカンドの増加を生ぜ
しめる。収容部からのシグナルの取出しは、第１
サーボ制御のためのシグナルの取出しより10秒遅
れで行なわれる。
ドの周期）は、左心室の平均注入圧力７mmHgの
場合に相当する。左心室平均注入圧力の７mmHg
以上への増大は、550ミリセカンドまでという周
期の限界内における30ミリセカンドの減少を生ぜ
しめ、また左心室平均注入圧力における７mmHg
以下への減少は、750ミリセカンドまでという周
期の限界内における30ミリセカンドの増加を生ぜ
しめる。収容部からのシグナルの取出しは、第１
サーボ制御のためのシグナルの取出しより10秒遅
れで行なわれる。
上記第２サーボ制御は得られた圧力シグナルを
時間シグナルに変換するように作動する。
時間シグナルに変換するように作動する。
第８図によれば、収容部４８内に位置する圧力
センサー４２は、左心室の注入圧力シグナルをピ
ツクアツプする。これは７mmHgを等しくなけれ
ばならず、この場合サイクル周期は650ミリセカ
ンドである。コンパレーター４４は、左心室の実
際の注入圧力シグナルと、上記基準圧力シグナル
とを比較する。コンパレーター４４によつて比較
されるシグナルが等しい場合、サイクル周期を調
節するシグナルは発せられない。注入圧力が基準
充填圧力よりも大きい場合、サイクル期間を30ミ
リセカンド増加させるためのシグナルが制御部４
６に与えられる。反対の場合、制御部４５に与え
られるシグナルは、サイクル期間の30ミリセカン
ド減少をもたらす。サイクル期間の限界値は、
550〜750ミリセカンドである。
センサー４２は、左心室の注入圧力シグナルをピ
ツクアツプする。これは７mmHgを等しくなけれ
ばならず、この場合サイクル周期は650ミリセカ
ンドである。コンパレーター４４は、左心室の実
際の注入圧力シグナルと、上記基準圧力シグナル
とを比較する。コンパレーター４４によつて比較
されるシグナルが等しい場合、サイクル周期を調
節するシグナルは発せられない。注入圧力が基準
充填圧力よりも大きい場合、サイクル期間を30ミ
リセカンド増加させるためのシグナルが制御部４
６に与えられる。反対の場合、制御部４５に与え
られるシグナルは、サイクル期間の30ミリセカン
ド減少をもたらす。サイクル期間の限界値は、
550〜750ミリセカンドである。
第９図に示される第３のサーボ制御装置は、上
述したように第１のサーボ制御装置と連結されて
おり、該第１のサーボ制御装置は、前記分配器に
よる加圧空気供給圧と加圧時間割合とを関連付け
に、予め決定される平均大動脈圧を基準値として
制御をなす。
述したように第１のサーボ制御装置と連結されて
おり、該第１のサーボ制御装置は、前記分配器に
よる加圧空気供給圧と加圧時間割合とを関連付け
に、予め決定される平均大動脈圧を基準値として
制御をなす。
上記予め決定された平均大動脈圧とは、人工心
臓の移植前の通常の状態にある患者、即ち定常循
環容量を有している患者のそれである。この容量
は人工心臓移植後も定常とは考えられない。事実
固体及び特に液体栄養補給の間、消化された液体
の一部は血液中を流れ、従つてその全容積を増加
させる。生理学的機構より、上記容積の増加は動
脈圧の増加を起し、これは腎臓に作用することに
よつて腎臓血液透析を起し、これによつて血液中
から過剰液体が除去され、初期の血液容積を再構
成する。
臓の移植前の通常の状態にある患者、即ち定常循
環容量を有している患者のそれである。この容量
は人工心臓移植後も定常とは考えられない。事実
固体及び特に液体栄養補給の間、消化された液体
の一部は血液中を流れ、従つてその全容積を増加
させる。生理学的機構より、上記容積の増加は動
脈圧の増加を起し、これは腎臓に作用することに
よつて腎臓血液透析を起し、これによつて血液中
から過剰液体が除去され、初期の血液容積を再構
成する。
上記の心臓調節機構を考慮すれば、人工心臓の
調節装置は、血液容積が増大する場合には、動脈
圧を増大させるように機能せねばならない。した
がつて、サーボ制御においては、予め決定された
平均大動脈圧は基準値は、修正されねばならな
い。
調節装置は、血液容積が増大する場合には、動脈
圧を増大させるように機能せねばならない。した
がつて、サーボ制御においては、予め決定された
平均大動脈圧は基準値は、修正されねばならな
い。
平均大動脈圧に基づいたサーボ制御には、第１
のサーボ制御装置の大動脈圧センサー３６及び電
子演算装置３７を用いる。装置３７からのシグナ
ルは、コンパレーター３８内に含まれる基準シグ
ナル発生器３８ａにより発生される基準大動脈圧
シグナルと対比されるためにコンパレーター３８
に送られる。第３のサーボ制御は、上記発生器３
８ａに作用し、血液容量の変化に基づいて予め決
定される大動脈圧の基準値を制御する。
のサーボ制御装置の大動脈圧センサー３６及び電
子演算装置３７を用いる。装置３７からのシグナ
ルは、コンパレーター３８内に含まれる基準シグ
ナル発生器３８ａにより発生される基準大動脈圧
シグナルと対比されるためにコンパレーター３８
に送られる。第３のサーボ制御は、上記発生器３
８ａに作用し、血液容量の変化に基づいて予め決
定される大動脈圧の基準値を制御する。
これら血液容量の変化は、右心室の圧力変化を
起し、この圧力を測定して、これを予め決定され
た平均圧力（約２mmHg）とを比較し、その比較
の結果初期に約100mmHgに固定した平均基準大動
脈圧の変化を制御する。
起し、この圧力を測定して、これを予め決定され
た平均圧力（約２mmHg）とを比較し、その比較
の結果初期に約100mmHgに固定した平均基準大動
脈圧の変化を制御する。
本発明の第３のサーボ制御装置は、右心室の圧
力を検知するためのセンサ５０、例えば人工心臓
の右心室腔内に置かれるピエゾ電気センサあるい
は人工心臓の右心室腔に管によつて結合された容
器中に置かれる圧力センサを備えている。このセ
ンサは、その出力信号をコンパレーター５１に送
り、その信号は右心室の圧力の基準信号を発生す
る発生器５２からの出力信号と比較され、これに
基づくコンパレーター５１の出力信号は平均大動
脈圧基準信号発生器を制御し、平均大動脈圧基準
を調整する。
力を検知するためのセンサ５０、例えば人工心臓
の右心室腔内に置かれるピエゾ電気センサあるい
は人工心臓の右心室腔に管によつて結合された容
器中に置かれる圧力センサを備えている。このセ
ンサは、その出力信号をコンパレーター５１に送
り、その信号は右心室の圧力の基準信号を発生す
る発生器５２からの出力信号と比較され、これに
基づくコンパレーター５１の出力信号は平均大動
脈圧基準信号発生器を制御し、平均大動脈圧基準
を調整する。
右心室の圧力の不時の且つ瞬時の偶発的変化
は、大動脈圧に影響を与えず、センサ５０の出力
信号は所定時間（例えば１時間）後に信号を発す
るのみ積分器または記録器５２に供給され、この
積分された信号はコンパレーター５１に供給され
て、対応する基準信号と比較される。
は、大動脈圧に影響を与えず、センサ５０の出力
信号は所定時間（例えば１時間）後に信号を発す
るのみ積分器または記録器５２に供給され、この
積分された信号はコンパレーター５１に供給され
て、対応する基準信号と比較される。
本発明のサーボ制御装置は、相乗的に作用し且
つマイクロプロセツサーが備えられているので、
第１及び第２のサーボ制御装置のみが設けられて
いる場合には、本発明の人工心臓は、血管循環系
の抵抗の生理学的変化に対し、平均大動脈圧を絶
縁えずその基準値に復帰させるように、適当な流
量変化を生じさせて対応することができる。本発
明の心臓の血液流を制御する装置が第３のサーボ
制御装置をも備えている場合には、人工心臓中を
循環する血液量の変化に依り大動脈圧に変化を生
じさせる。これらのサーボ調節装置は更にまた左
心室の圧力を生理学的限界（７mmHg±７）内に
保持させることができる。
つマイクロプロセツサーが備えられているので、
第１及び第２のサーボ制御装置のみが設けられて
いる場合には、本発明の人工心臓は、血管循環系
の抵抗の生理学的変化に対し、平均大動脈圧を絶
縁えずその基準値に復帰させるように、適当な流
量変化を生じさせて対応することができる。本発
明の心臓の血液流を制御する装置が第３のサーボ
制御装置をも備えている場合には、人工心臓中を
循環する血液量の変化に依り大動脈圧に変化を生
じさせる。これらのサーボ調節装置は更にまた左
心室の圧力を生理学的限界（７mmHg±７）内に
保持させることができる。
発明の効果
以上の説明から明らかなように、本発明によれ
ば次の効果を奏する人工心臓を提供することがで
きる。
ば次の効果を奏する人工心臓を提供することがで
きる。
人工心臓の外壁をなすケース内に設けられた凸
曲面状剛性支持体により左心室及び右心室用の空
間が形成され、該支持体の両側に設けられた２枚
のメンブレンと前記ケース内面との間に右心室及
び左心室が形成される。そして剛性支持体の凸側
に伸長性メンブレン、凹側に凹凸方向を交替しう
るメンブレンを備えているので、両メンブレンの
変形形態を有効に生かして、装着に要するスペー
スが小さい割に大容量の人工心臓を実現させるこ
とができ、比較的小さな体積のゆえに、心臓周囲
腔の最良状態の活用及び無駄なスペースの実質上
完全な除去が可能となる。また２枚のメンブレン
間に加圧ガス給排を行なえば、両メンブレンの伸
縮及び変形に基づき血液の循環が行なわれるの
で、右心室及び左心室の作動のためのエネルギー
源を単一にすることができる。
曲面状剛性支持体により左心室及び右心室用の空
間が形成され、該支持体の両側に設けられた２枚
のメンブレンと前記ケース内面との間に右心室及
び左心室が形成される。そして剛性支持体の凸側
に伸長性メンブレン、凹側に凹凸方向を交替しう
るメンブレンを備えているので、両メンブレンの
変形形態を有効に生かして、装着に要するスペー
スが小さい割に大容量の人工心臓を実現させるこ
とができ、比較的小さな体積のゆえに、心臓周囲
腔の最良状態の活用及び無駄なスペースの実質上
完全な除去が可能となる。また２枚のメンブレン
間に加圧ガス給排を行なえば、両メンブレンの伸
縮及び変形に基づき血液の循環が行なわれるの
で、右心室及び左心室の作動のためのエネルギー
源を単一にすることができる。
本発明の人工心臓は総容積は700cm3を超えず、
しかも左心室の15mmHgの平均圧力から、100回／
分の周期で18.5〜19／分に達する最大流量を与
えることが可能である。先行技術に於て公知の人
工心臓が占める容量は700ないし850cm3であり、そ
のポンプ作用による最大流量は110回／分の周期
及び15mmHgの平均圧力で12〜14の水準にあり
14が最大である。本発明の人工心臓の占める容
積及びその性能は上記の如く、人工心臓の移植の
成効の必須不可欠の条件である解剖学的制約に完
全に合致するものである。２心室−１ブロツク構
造であるが故に、本発明の人工心臓は組織植皮の
如く移植される。
しかも左心室の15mmHgの平均圧力から、100回／
分の周期で18.5〜19／分に達する最大流量を与
えることが可能である。先行技術に於て公知の人
工心臓が占める容量は700ないし850cm3であり、そ
のポンプ作用による最大流量は110回／分の周期
及び15mmHgの平均圧力で12〜14の水準にあり
14が最大である。本発明の人工心臓の占める容
積及びその性能は上記の如く、人工心臓の移植の
成効の必須不可欠の条件である解剖学的制約に完
全に合致するものである。２心室−１ブロツク構
造であるが故に、本発明の人工心臓は組織植皮の
如く移植される。
上記の有利な特徴に加え、起動装置及びケース
に関し金属片と血液との接触を回避しまた心室空
間中の血液循環を隔離する血液収納袋形成用材料
の選択によつて血栓形成の危険を最小限ならしめ
た配置が特徴として挙げられる。
に関し金属片と血液との接触を回避しまた心室空
間中の血液循環を隔離する血液収納袋形成用材料
の選択によつて血栓形成の危険を最小限ならしめ
た配置が特徴として挙げられる。
さらに、加圧ガス供給装置のための調整装置を
構成するにあたり、平均大動脈圧値に基づいてガ
ス供給圧部及び加圧時間割合（心臓収縮時間割合
に相当）を制御する第一のサーボ制御装置と、左
心室の加圧力増減に基づいて加圧ガス供給周期を
制御する第二のサーボ制御装置とを備えた場合
は、両制御装置により、加圧ガス供給圧、加圧時
間割合及び加圧空気供給時間（心拍数に対応す
る）の三者が制御されるので、大量の血液循環及
びその循環量の大幅な変化が可能となる。そし
て、人工心臓における血液の流れを上流側の入力
圧力である注入圧力に関してのみならず、下流側
の出力圧力である大動脈及び肺動脈圧力に関して
も制御し、斯くして人工心臓中の血液の流れを肺
循環及び体循環の抵抗の変化に適応せしめ得る。
ガス供給圧及び加圧時間割合は平均大動脈圧力の
基準に従つて操作され、加圧ガス供給周期は左心
室の圧力に従つて80〜110回／分の限界値内で操
作される。これらの２つのサーボ制御装置は相乗
的に働くから、これらは人工心臓を肺循環系変化
及び体循環系変化に起動力変化（心臓の収縮性に
相当）によつて適応せしめる。この起動力変化は
中枢静脈圧の増加を予想するもので、サーノフに
より記述されたホメオメトリツク
（homeometric）型の流動順応様式を再現するも
のである。
構成するにあたり、平均大動脈圧値に基づいてガ
ス供給圧部及び加圧時間割合（心臓収縮時間割合
に相当）を制御する第一のサーボ制御装置と、左
心室の加圧力増減に基づいて加圧ガス供給周期を
制御する第二のサーボ制御装置とを備えた場合
は、両制御装置により、加圧ガス供給圧、加圧時
間割合及び加圧空気供給時間（心拍数に対応す
る）の三者が制御されるので、大量の血液循環及
びその循環量の大幅な変化が可能となる。そし
て、人工心臓における血液の流れを上流側の入力
圧力である注入圧力に関してのみならず、下流側
の出力圧力である大動脈及び肺動脈圧力に関して
も制御し、斯くして人工心臓中の血液の流れを肺
循環及び体循環の抵抗の変化に適応せしめ得る。
ガス供給圧及び加圧時間割合は平均大動脈圧力の
基準に従つて操作され、加圧ガス供給周期は左心
室の圧力に従つて80〜110回／分の限界値内で操
作される。これらの２つのサーボ制御装置は相乗
的に働くから、これらは人工心臓を肺循環系変化
及び体循環系変化に起動力変化（心臓の収縮性に
相当）によつて適応せしめる。この起動力変化は
中枢静脈圧の増加を予想するもので、サーノフに
より記述されたホメオメトリツク
（homeometric）型の流動順応様式を再現するも
のである。
人工心臓の移植試験は現在のところ実験段階に
あり専ら動物、特に子牛に対して行なわれてい
る。それは子牛の心臓周位の空腔ならびに循環機
能条件がヒトに一般的であるのと同様な解剖学
的、機能的制約条件を提供するからである。この
実験段階において、全人工心臓の移植は心臓−循
環系の研究、心臓機能不全、動脈高血圧症、後天
性または先天性の心臓病等の生理病理学的研究の
ため極めて重要な関心を与える。他方、現在世界
に於て進行中の究はすべて、一方に於ては心臓周
囲の空腔及び組織の感染も血栓症の内部生成も起
さず、自然の心臓に有効に代替するのに適した信
頼性ある全人工心臓をつくることを指向し、他方
に於ては人工心臓の保持者への依存度を最小限に
減らすために移植可能な、あるいは体外用の場合
には携帯可能な起動装置を完成することを指向し
ている。その目的とする所は、信頼性があり使用
可能な完成された「器具」によつて、ヒトに対し
臨床実験を試みることを可能とするとこにあり、
最初は暫定的な移植を目的とし、長期の目的とし
ては有効性、信頼性、無害性及び操作時間の確か
められた人工心臓の多少とも完全な移植を行なう
ことにある。
あり専ら動物、特に子牛に対して行なわれてい
る。それは子牛の心臓周位の空腔ならびに循環機
能条件がヒトに一般的であるのと同様な解剖学
的、機能的制約条件を提供するからである。この
実験段階において、全人工心臓の移植は心臓−循
環系の研究、心臓機能不全、動脈高血圧症、後天
性または先天性の心臓病等の生理病理学的研究の
ため極めて重要な関心を与える。他方、現在世界
に於て進行中の究はすべて、一方に於ては心臓周
囲の空腔及び組織の感染も血栓症の内部生成も起
さず、自然の心臓に有効に代替するのに適した信
頼性ある全人工心臓をつくることを指向し、他方
に於ては人工心臓の保持者への依存度を最小限に
減らすために移植可能な、あるいは体外用の場合
には携帯可能な起動装置を完成することを指向し
ている。その目的とする所は、信頼性があり使用
可能な完成された「器具」によつて、ヒトに対し
臨床実験を試みることを可能とするとこにあり、
最初は暫定的な移植を目的とし、長期の目的とし
ては有効性、信頼性、無害性及び操作時間の確か
められた人工心臓の多少とも完全な移植を行なう
ことにある。
図は本発明の実施例を示すもので、第１図は、
本発明人工心臓の縦断面図、第２図は第１図の人
工心臓の横断面図、第３図は、人工心臓の要部の
縦断面をもつて示す作動の説明図、第４図は人工
心臓の概略斜視図、第５図は、バルブの斜視図、
第６図は第５図に示すバルブを受けるためのイン
サートの拡大縦断面図、第７図、第８図及び第９
図は各々人工心臓における血液流を調整するため
の第１、第２、第３のサーボ制御装置のフローチ
ヤートである。 １……ケースの上部、２……ケースの下部、４
……エラストマー製メンブレン、５……剛性支持
体、６，７，８，９……ハウジング、１０……
膜、１１……支持体、１２，１３，１４，１５…
…弁付き口、１７……右心室、１８……左心室、
２１……インサート、２２……弁。
本発明人工心臓の縦断面図、第２図は第１図の人
工心臓の横断面図、第３図は、人工心臓の要部の
縦断面をもつて示す作動の説明図、第４図は人工
心臓の概略斜視図、第５図は、バルブの斜視図、
第６図は第５図に示すバルブを受けるためのイン
サートの拡大縦断面図、第７図、第８図及び第９
図は各々人工心臓における血液流を調整するため
の第１、第２、第３のサーボ制御装置のフローチ
ヤートである。 １……ケースの上部、２……ケースの下部、４
……エラストマー製メンブレン、５……剛性支持
体、６，７，８，９……ハウジング、１０……
膜、１１……支持体、１２，１３，１４，１５…
…弁付き口、１７……右心室、１８……左心室、
２１……インサート、２２……弁。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 全体が自然心臓と略同様の外形を有し心臓周
囲腔に移植可能であり、周囲組織に対し生物学的
に適合する材料で構成され、各々第一及び第二か
らなる各２個の血液入口及び血液出口、並びに加
圧ガス給排用開口を備えているケースと、 自然心臓の心尖相当位置からこれと反対側の基
端部に達する範囲にわたつて前記ケースの内周面
に周縁を固定され、該固定部位に対し前記ケース
の一方の側に凸をなす曲面形状を有し、該一方の
側のケース内面との間に右心室用空間を形成し、
他方の側のケース内面との間に左心室用空間を形
成する剛性支持体と、 エラストマで形成され、前記支持体の凸曲面を
覆うように前記ケース内周面に固定され、前記ケ
ース内面との間に右心室を形成する第一のメンブ
レンと、 前記左心室用空間において前記ケース内に周縁
を固定され前記他方の側のケース内面との間に左
心室を形成する第二のメンブレンであつて、該固
定部位から前記支持体側及び前記他方の側に該第
二のメンブレン両側のガス圧差の変動に基づき凸
方向を変えるように変形せしめられ得る材料で形
成された該第二のメンブレンと、 前記右心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第一の血液入口及び第一の血液出口
に結合された第一の血液収容袋と、 前記左心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第二の血液入口及び第二の血液出口
に結合された第二の血液収容袋と、 前記給排用開口に連結され、前記二つのメンブ
レンの間に加圧ガスを供給することにより前記第
一のメンブレンの伸長に基づく前記右心室の容積
変化、及び前記第二のメンブレンの変形に基づく
前記左心室の容積変化を生じさせ、単一ユニツト
の二心室心臓として機能せしめるための加圧ガス
供給装置と、 人工心臓装着者の血液循環系への吻合のために
前記各血液入口及び出口に装着されたバルブであ
つて、自然心臓の大動脈及び肺動脈を経る血液流
出特性に匹敵する血液流量を確保し、且つ前記左
心室から大動脈、及び右心室から肺動脈への血液
流における生理学的動圧を確保するようにバルブ
通過時の圧力低下を最少限にし得る直径を有した
該バルブと、 前記左心室における加圧力及び大動脈における
血圧に基づいて前記加圧ガス供給装置の供給圧を
制御する調整装置と を備えていることを特徴とする人工心臓。 ２ 前記第一のメンブレンが、150〜165cm2の面積
を有し、230〜330ｇ／cm2の圧力変化により前記右
心室容積を80〜170ml変化させる伸長性を有する
材料で形成されていることを特徴とする特許請求
の範囲第１項に記載の人工心臓。 ３ 前記右心室が、縦断面を略三日月形とされ、
且つ自然心臓の心尖相当位置から基端部に向けて
半径方向厚さを増大させる形状とされていること
を特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の人工
心臓。 ４ 前記剛性支持体が、前記第二のメンブレンを
前記加圧ガスに接触させるための多数の小孔を備
えていることを特徴とする特許請求の範囲第１項
に記載の人工心臓。 ５ 前記第二のメンブレンは、該第二のメンブレ
ンが前記ケース内の前記他方の側に凸となるよう
に変形している場合に、前記右心室が自然心臓の
心尖相当位置から基端部に向けて半径方向厚さを
増大させる形状となるように該第二のメンブレン
の形状が決められていることを特徴とする特許請
求の範囲第１項に記載の人工心臓。 ６ 前記バルブが血液適合性材料により形成さ
れ、前記バルブ直径に相当する直径を有したデイ
スク状弁体を備えていることを特徴とする特許請
求の範囲第１項に記載の人工心臓。 ７ 前記ケースが、人工心臓装着者の心臓周囲腔
部への吻合のためのインサートを前記血液入口及
び血液出口と、前記弁体との間に備えており、該
インサートは、前記バルブを受け入れ固定するた
めの受入部を備えていることを特徴とする特許請
求の範囲第１項に記載の人工心臓。 ８ 全体が自然心臓と略同様の外形を有し心臓周
囲腔に移植可能であり、周囲組織に対し生物学的
に適合する材料で構成され、各々第一及び第二か
らなる各２個の血液入口及び血液出口、並びに加
圧ガス給排用開口を備えているケースと、 自然心臓の心尖相当位置からこれと反対側の基
端部に達する範囲にわたつて前記ケースの内周面
に周縁を固定され、該固定部位に対し前記ケース
の一方の側に凸をなす曲面形状を有し、該一方の
側のケース内面との間に右心室用空間を形成し、
他方の側のケース内面との間に左心室用空間を形
成する剛性支持体と、 エラストマで形成され、前記支持体の凸曲面を
覆うように前記ケース内周面に固定され、前記ケ
ース内面との間に右心室を形成する第一のメンブ
レンと、 前記左心室用空間において前記ケース内に周縁
を固定され前記他方の側のケース内面との間に左
心室を形成する第二のメンブレンであつて、該固
定部位から前記支持体側及び前記他方の側に該第
二のメンブレン両側のガス圧差の変動に基づき凸
方向を変えるように変形せしめられ得る材料で形
成された該第二のメンブレンと、 前記右心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第一の血液入口及び第一の血液出口
に結合された第一の血液収容袋と、 前記左心室に変形自在に収容され口部を前記ケ
ースにおける第二の血液入口及び第二の血液出口
に結合された第二の血液収容袋と、 前記給排用開口に連結され、前記二つのメンブ
レンの間に加圧ガスを供給することにより前記第
一のメンブレンの伸長に基づく前記右心室の容積
変化、及び前記第二のメンブレンの変形に基づく
前記左心室の容積変化を生じさせ、単一ユニツト
の二心室心臓として機能せしめるための加圧ガス
供給装置と、 人工心臓装着者の血液循環系への吻合のために
前記各血液入口及び出口に装着されたバルブであ
つて、自然心臓の大動脈及び肺動脈を経る血液流
出特性に匹敵する血液流量を確保し、且つ前記左
心室から大動脈、及び右心室から肺動脈への血液
流における生理学的動圧を確保するようにバルブ
通過時の圧力低下を最少限にし得る直径を有した
該バルブと、 前記左心室における加圧力及び大動脈における
血圧に基づいて前記加圧ガス供給装置の供給圧を
制御する調整装置であつて、平均大動脈圧値に基
づいてガス供給圧と心拍サイクルにおける加圧時
間割合とを制御し、左心室の加圧力に基づき心拍
周期を750〜550ミリセカンドの範囲に制御する二
重サーボ制御をなすように構成されている該調整
装置にして、 (i) 人工心臓装着者の実際の平均大動脈圧値を基
準値と比較して得られたシグナルに基づき前記
供給圧を230〜330ｇ／cm2の間で変化させて前記
第一及び第二のメンブレンに作用する圧力を増
減すると共に心拍サイクルにおける加圧ガス供
給の時間割合を変化させることにより、血液流
量を増減する第一のサーボ制御装置と、 (ii) 前記加圧ガス供給による左心室の加圧力の増
加及び減少に対応して、前記加圧ガス供給装置
の収容部に伴われたマイクロプロセツサにおけ
る処理の後発せられるシグナルに基づき、750
〜550ミリセカンドの範囲で加圧ガス供給の周
期を増加及び減少させる第二のサーボ制御装置
とを有している該調整装置と、 を備えていることを特徴とする人工心臓。 ９ 前記調整装置が、右心室の圧力を検出し該圧
力を前記平均大動脈圧のための基準値と比較し、
該比較に基づいて前記基準値を制御する第三のサ
ーボ制御装置を備えていることを特徴とする特許
請求の範囲第８項に記載の人工心臓。 １０ 前記第三のサーボ制御装置が、該サーボ制
御装置により検出された右心室圧力を所定時間の
間ストアし、該ストアされた右心室圧力の平均値
を設定基準圧力と比較し、該比較に基づいて平均
大動脈圧の基準値を制御するようにされているこ
とを特徴とする特許請求の範囲第９項に記載の人
工心臓。 １１ 前記第三のサーボ制御装置が、右心室のガ
ス供給圧を検出するためのセンサと、該センサか
らのシグナルを受け取り、出力シグナルを発する
積分器又は記録器と、該出力シグナルと前記第一
のサーボ制御装置における前記平均大動脈圧の基
準値とを比較し、該比較に基づいて前記基準値を
制御するコンパレーターとを備えていることを特
徴とする特許請求の範囲第１０項に記載の人工心
臓。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR7901529A FR2446631A1 (fr) | 1979-01-22 | 1979-01-22 | Nouvelle prothese cardiaque totale |
| FR7929365A FR2470593A2 (fr) | 1979-01-22 | 1979-11-29 | Nouvelle prothese cardiaque totale |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS55136065A JPS55136065A (en) | 1980-10-23 |
| JPH0248261B2 true JPH0248261B2 (ja) | 1990-10-24 |
Family
ID=26220970
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP672580A Granted JPS55136065A (en) | 1979-01-22 | 1980-01-22 | Artificial heart and method of controlling blood current in artificial heart |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4588404A (ja) |
| EP (1) | EP0014130B1 (ja) |
| JP (1) | JPS55136065A (ja) |
| DE (1) | DE3072121D1 (ja) |
| ES (1) | ES8101378A1 (ja) |
| FR (1) | FR2470593A2 (ja) |
Families Citing this family (44)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4427470A (en) * | 1981-09-01 | 1984-01-24 | University Of Utah | Vacuum molding technique for manufacturing a ventricular assist device |
| US4473423A (en) | 1982-05-03 | 1984-09-25 | University Of Utah | Artificial heart valve made by vacuum forming technique |
| FR2530838A1 (fr) * | 1982-07-26 | 1984-01-27 | Sagem | Dispositif de commande pneumatique sequentielle, alimente en energie electrique, pour prothese cardiaque totale constituee par un ensemble monobloc biventriculaire a fonctionnement pneumatique |
| FR2555056B1 (fr) * | 1983-11-18 | 1986-02-28 | Aerospatiale | Prothese cardiaque totale comportant deux pompes decouplees associees en une unite fonctionnellement indissociable, et valves electrocommandees pour une telle prothese |
| US5033998A (en) * | 1984-01-20 | 1991-07-23 | Eliot Corday | Retrograde delivery of pharmacologic and diagnostic agents via venous circulation |
| FR2572491B1 (fr) * | 1984-10-31 | 1987-07-03 | Aerospatiale | Systeme pour la mise en communication individuelle avec l'exterieur de deux enceintes contigues et prothese cardiaque pourvue d'un tel systeme |
| JPS61232859A (ja) * | 1985-04-05 | 1986-10-17 | 呉羽化学工業株式会社 | 医用ポンプ装置 |
| FR2585249B1 (fr) * | 1985-07-26 | 1987-10-16 | Biomasys Sa | Coeur artificiel heterotopique : prothese cardiaque monobloc pour assistance biventriculaire implantable dans l'hemi-thorax droit |
| AU8328487A (en) * | 1986-11-14 | 1988-06-01 | Novacor Medical Corporation | Implantable biventricular circulatory support system |
| FR2609886B1 (fr) * | 1987-01-27 | 1989-07-28 | Didier Lapeyre | Prothese cardiaque totale perfectionnee |
| US5089014A (en) * | 1987-05-18 | 1992-02-18 | Holfert John W | Tubular interconnect device for use within the circulatory system |
| US4981484A (en) * | 1988-08-15 | 1991-01-01 | Holfert John W | Modified elliptical artificial heart |
| US5578077A (en) * | 1988-10-17 | 1996-11-26 | Kassatly; Samuel A. | Mechanical heart, body fluid and drug infusion pump |
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| DE69419420T2 (de) * | 1993-09-10 | 1999-11-18 | Ottawa Heart Institute Research Corp., Ottawa | Elektrohydraulisches ventrikulares unterstützungssystem |
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| US8500795B2 (en) | 1999-08-09 | 2013-08-06 | Cardiokinetix, Inc. | Retrievable devices for improving cardiac function |
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| US6527698B1 (en) | 2000-05-30 | 2003-03-04 | Abiomed, Inc. | Active left-right flow control in a two chamber cardiac prosthesis |
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