JPH04156856A - 循環補助ポンプ - 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】 〔産業上の利用分野〕 この発明は血液のポンプに関する。さらに詳しくは、こ
の発明は一時的な使用のための循環補助ポンプに関する
。このポンプは患者の血管システム（ｖａ＋ｃｕｌａ＋
　Ｂｓｌｅｍ）の中に挿入され、梗塞を生した心臓の左
心室あるいは右心室に対して一時的な循環補助を行わせ
るために使用される。

〔従来の技術〕

心臓病による死亡や廃疾は、梗塞を生じた左心室あるい
は右心室のポンプ機能の不具合が一般に最も大きな原因
である。こうした状態にある患者の心臓は、その患者を
生存させるために必要とされる十分な血流が提供されな
いということを除けば、他の点では正常に機能する。一
般に、こうした状態にある患者は、心臓を維持し十分な
血流を提供するために大きな手術を必要とする。

−時的な循環補助が必要とされる他の分野は、同種移植
心臓置換（ｘｌｌｏＨｘＮ　ｃａ＋ｄｉａｃｒｅｐｌａ
ｃｅｍｅｎｔ）や心臓移植である。心臓移植を行った後
の１年の生存率は現在では８０％に達しているが、一方
において移植を待っている間に多くの患者が死亡してい
る。同様に、免疫反応抑制剤が移植された心臓の拒絶反
応と闘っている間に循環補助を行なえば助かったかもし
れない２０％もの人が死亡している。移植を行い、同種
移植片が安定するまで患者の生命を維持するために、有
効な循環補助ポンプに対する必要性が非常に高まってい
る。米国の平均予測寿命が増加し続けるにつれて、冠状
動脈疾患及び慢性うっ血性心マヒは機械的な循環補助の
利用を増大させることが予想される。機械的循環補助に
対する潜在的な候補者の数の実際的な評価は、米国にお
いて毎年患者的３Ｄｏ、　０００人になるであろう。

心臓の循環補助に関する方法及び装置は従来から存在す
る。米国特許第４．６２５．７１２号には高性能な血管
内血液ポンプが開示されている。ポンプは大腿部動脈を
介して心臓へ挿入され、外部の電源からとられた可撓性
を有するケーブルを介して駆動される。駆動ケーブルは
ポンプに取り付けられたカテーテルの中に収容されてい
る。ポンプは１０、　（１０［１ｒｐｍから２０．　Ｏ
Ｈｒｐｍの範囲で回転され、１分間に約４リツトルのオ
ーダで血流を発生する。

米国特許第３．５０５．９８７号には冠状動脈を助ける
ためのカウンターパルセーションシステムが開示されて
いる。このシステムは患者の大動脈の中に設置された拡
張可能なインペラを有する。インペラは膨張及び収縮を
行なうと同時に、大動脈の中で往復運動を行って心臓の
ポンピング動作と同期して心臓収縮のときに大動脈の血
圧を下げたり、心臓拡張のときに大動脈の血圧を上げた
りする。

米国特許第３．６６７、０６９号には右心室の代わりを
したり補助を行なったりするための移植可能なジェット
ポンプが開示されている。このジェットポンプは細長い
管状の構造を有し、上流に駆動ノズルを備えている。こ
の駆動ノズルからは加圧状態の大動脈血流が吸引ノズル
の中に排出され、減圧状態を発生する。この結果、静脈
血は駆動流の中へ吸引されて混合され、肺循環へ分配さ
れる。ジェットポンプは左心室（ｌｅＮ　ｈｅａｒｔ）
あるいは左心室に代わる人工装置から圧送される血液に
よって駆動される。

米国特許第４．０５１．８４０号には、胸部大動脈の中
へ手術によって移植される大動脈片が開示されている。

大動脈片は規則正しく膨張、収縮を行なって血流の中に
圧力波を発生する。発生された圧力波は、人体への血液
循環を強くして心臓を助ける。

一般に、心臓の循環補助に利用可能な方法は装置を移植
するだめの大手術を必要とし、このことは患者の生存に
とって大きな危険を意味している。

米国特許第４．６２５．７１２号に開示されている装置
は、大腿部動脈を介して心臓の中へ挿入される。従って
、大手術を行なわないので、患者への危険は小さい。し
かし、正確な血流を発生するためには、大腿部動脈の曲
がりや急激な曲線部を通してポンプや駆動シャフトを非
常な高速で回転する必要がある。大腿部動脈の中にホッ
トスポットが形成されないように厳重な注意が必要であ
る。このように、十分な量の血流を提供して心臓を助け
、心臓が治癒するか、あるいは移植を待っている間患者
を生存させることができるような、容易に移植できて危
険の少ない一時的な使用のための循環補助ポンプが従来
は提供されていなかった。

〔発明の概要〕

この発明は、循環の補助を行なうために患者の心臓の中
へ挿入される、小型で一時的な循環補助ポンプに関する
ものである。このポンプは患者の大動脈システムを介し
て通されたカテーテルによって心臓の左心室の中に設置
される。ポンプは、ムワノ（ωｏｉｎｅａυ）タイプの
ポンプ原理を利用しており、比較的低速かつ低圧力で大
量の血液を送ることができる。この発明の実施例におい
ては、血流を加圧して吸引効果を起こさせ、患者の循環
システムを通して圧送される血液の量を増やすために、
ベンチュリ管構造を用いている。

上述したこの発明の特徴、利点、目的は、以下において
添付図面を参照しつつ説明するこの発明の実施例からよ
り明かなものとなろう。

〔実施例〕

以下、添付図面に基づいてこの発明による循環補助ポン
プの実施例を説明する。まず、第１図及び第２図を参照
する。この発明の血液ポンプは心臓１２の左心室１０の
中に挿入されている。血液ポンプは参照番号１４で表さ
れており、カテーテル１６の前端部に取り付けられてい
る。この実施例においては、心臓１２へのアクセスは大
腿部動脈１８を通して行われる。大腿部動脈が好ましい
挿入箇所であるけれども、心臓１２へのアクセスは他の
動脈あるいは他の手術装置を介して行うことができる。

実施例においては血液ポンプ１４は左心室１０の中に設
置されている。しかし、ある場合には血液ポンプ１４を
右心室２０の中に配置することが好ましい。右心室２０
へのアクセスは肺動脈２２を介して行うことができる。

動作時には、第１図に示されている血液ポンプ１４の流
入端部は左心室１０の中に配置される。血液ポンプ１４
の排出端部あるいは流出端部は大動脈２４の中に配置さ
れている。このように、血液ポンプ１４の一部は心臓弁
２６を介して左心室１０の中に延びている。血液は血液
ポンプ１４を介して左心室１０から矢印２８の方向に大
動脈２４の中へ圧送される。

ある患者においては、血液ポンプ１４を左心室１０の中
に設置することが好ましくないことがある。この場合に
は血液ポンプ１４の流入端部へ吸引チューブ１５を取り
付ける。吸引チューブ１５は可撓性を有するエラストマ
材料から形成され、第６図に示されているように血液ポ
ンプ１４の流入端部から心臓１２の左心室１０の中へ延
びている。

次に第３図を参照して説明する。この図では血液ポンプ
１４がさらに詳しく描かれている。血液ポンプ１４はカ
テーテル１６の中を延びている可撓性を有する駆動シャ
フト３０によって駆動される。第２図から最もよくわか
るように、駆動シャフト３０は患者の体の外側に配置さ
れたモータ３１によって駆動される。血液ポンプ１４は
カテーテル１６の先端に固定されている。血液ポンプ１
４とカテーテル１６は大腿部の中を通して左心室１０ま
でガイドされる。左心室１０まで到着すると、血液ポン
プ１４は心臓の左心室１０の中に設置される。周知の挿
入技術を利用して、流入端部３２が心臓弁２６を通って
左心室１０の中へ延びるように血液ポンプ１４を設置す
る。血液ポンプ１４の流出端部３４は左心室１０の外側
に配置され、第１図のように、圧諌された血液が大動脈
２４の中へ排出される。

第３図に示されているこの発明の実施例においては、血
液ポンプ１４はほぼ円筒形状を有する細長い本体３６を
有する。本体３６の流入端部３２は円錐に似た形状を有
する。流入端部３２の前端部は先端が丸められており、
心臓弁や心臓組織１こいっさい損傷を与えずに心臓弁２
６を通って左心室１０の中へ容易に挿入できるようにな
っている。

流入端部３２は多数の流入ポート３８を有して０て、左
心室１０に集められた血液が自由に血液ポンプ１４の中
へ流れ込むようになっている。本体３６の中にはステー
タ４０とロータ４２が収容されている。ステータ及びロ
ータはムワノポンピング原理を利用して動作する。ムワ
ノボンピング原理はステータ４０の中でシールを絶えず
動かす回転運動を利用しており、血液ポンプ１４の中を
通して血液を圧送する。ステータ４０は弾性材料から形
成されており、ロータ４２は螺旋形状に成型されたステ
ンレススチールから形成されている。

ロータ４２は可撓性を有する連結装置４４によって駆動
シャフト３０へ連結されている。可撓性の連結装置４４
が使用されているために、ロータ４２を駆動シャフト３
０によって駆動するとき、ロータ４２端部が螺旋経路の
中を移動できるようになっている。

ステータ４０の排出端部には、圧送された血液をベンチ
ュリ管４８の流入端部５０へ導くために排出ノズル４６
が設けられている。図かられかるように、排出ノズル４
６の排出端部はベンチュリ管４８の流入端部５０の中に
延びている。このように、排出ノズル４６の排出端部４
９とベンチュリ管４８の流入端部５０との間には環状の
スペース５２が形成される。ベンチュリ管４８の流入端
部５０は排出ノズル４６とベンチュリ管４８のまわりの
本体３６の中に形成されるチャンバ５４に開口している
。左心室１０の中に集められた血液は複数のポート５６
を介してチャンバ５４に入る。

動作時には、第３図の実施例において左心室１０からの
血液は流入端部３２を介して吸い込まれ、ロータ４２の
回転によって排出ノズル４６の中に圧送される。血液は
排出ノズル４６を通って圧送されるとき排出ノズル４６
の排出面積が制限されることによって加圧され、その結
果ベンチュリ管４８の中へ血液が噴射される。排出ノズ
ル４６の制限とベンチュリ管は、排出ノズル４６の中を
通って圧送される血液がベンチュリ速度に達するように
設計される。ベンチュリ速度は正確に決定することがで
きる。ベンチュリ速度に達すると、排出ノズル４６の排
出端部４９のまわりの環状のスペース５２の中には減圧
状態が発生する。従って、左心室１０に開口しているチ
ャンバ５６の中に集められた血液は流入端部５０を介し
てベンチュリ管４８の中に吸い込まれ、排出ノズル４６
を介して排出される血液流と混合される。ベンチュリ管
の流出端部は第３図に示されているように外側に向けて
テーバ形状を有する。従って、ベンチュリ管の断面積が
増大するために、ベンチュリ管の下流における圧力は減
少する。ベンチュリ管４８の流出端部における血圧は減
少し、血液ポンプ１４の流入端部３２における流入圧力
に等しくなる。

このようにして、より多くの血液が低い圧力で血液ポン
プ］４の中を圧送される。例えば、血液ポンプ１４はそ
の流入端部３２において３ｐｓ　ｉ（０，２１ｋｇ／ｃ
Ｉｌ）の血液を１分間に１リツトル移送する。しかし、
この血液が排出ノズル４６を通ってベンチュリ管４８の
中に流れると、ベンチュリ管４８の中の圧力は９　ｐ　
ｓ　ｉ　　（０，６３ｋｇ／ｃａｒ）に増加し、環状の
スペース５２の中に減圧状態が発生される。この減圧状
態によって、ベンチュリ管４８の中に圧送される血液流
の中へ、さらに２リツトルの血液がチャンバ５４から引
き込まれる。血液の圧力はベンチュリ管４８の排出端部
において３　ｐ　ｓ　ｉ　　（０，２］ｋｇ／Ｃｉ）へ
戻る。圧送された血液をベンチュリ管４８の中へ流すこ
とによって、３ｐ　ｓ　ｉ　　（０，２１ｋｇ／ｃｆｆ
ｌ）の血液を１分間に３リツトルの割合で血液ポンプ１
４は圧送することができる。血液は、血液ポンプ１４の
排出端部３４の中に形成された流出ポート５８を介して
大動脈２４の中へ排出される。

次に第４図を参照して説明する。図にはこの発明による
血液ポンプの別の実施例が参照番号６０によって表わさ
れている。血液ポンプ６０はポンプの中を血液を流すた
めに同じムワノタイプの原理を利用しているが、あとで
さらに詳しく説明するように、ステータとロータにはい
くらか変更が加えられている。血液ポンプ６０は、血液
ポンプ１４に関して前述したのと同じようにして、心臓
１２の左心室１０の中にカテーテル１６によって設置さ
れる。

血液ポンプ６０は血液ポンプ１４と非常によく似ている
。このため、類似した部材を表わすのに同じような参照
番号が使用されている。しかし、血液ポンプ６０のステ
ータ６２には共通の排出ダクトへ排出を行なう多数の吸
引流入ポートが設けられている。ステータ６２は弾性材
料から形成されており、三つの流入ポート６４，６６．
６８を有する。流入ポート６４はステータ６２の前端部
に配置されている。流入ポート６６．６８はステータ６
２の円筒形状を有する本体の上に配置されており、ステ
ータ６２の本体にロータのキャビティの中へ通じる斜め
の穴をあけることによって形成されている。流入ポート
６４，６６．６８の各々はそれぞれロータキャビティ７
０．７２．７４と連通している。ロータキャビティ７０
，７２゜７４は血液ポンプ６０のロータキャビティを形
成している。ロータキャビティ７０．７２．７４は共通
の排出ダクト８２へ排出される流出ポート７６．７８．
８０を有する。ロータキャビティ７０゜７２．７４はシ
ャフトスタビライザ８４によって分離されている。シャ
フトスタビライザ８４は血液ポンプ６０のロータキャビ
ティの中でロータ８６の周囲を支持し、シールしている
。ロータ８６は駆動用のモータ３１へ連結された駆動シ
ャフト８８によって駆動される。駆動シャフト８８は可
撓性を有する連結装置９０によってロータ８６へ連結さ
れている。このため、ロータ８６が駆動シャフト８８に
よって回転されると、ロータ８６の端部は若干の軌道を
描くことができる。

第４図に示されている血液ポンプ６０は単一のロータ及
びステータによって多段のボンピングが行われ、ロータ
８６の各回転に対してより多量の血液を血液ポンプ６０
の中へ流せるようになっている。ロータキャビティ７０
．７２．７４はロータ８６が回転するとそれぞれ別々に
圧送を行なえるように構成されている。動作時には、駆
動シャフト８８を介したロータ８６の回転によって、各
ロータキャビティ７０，７２．７４の中をシールが連続
的に移動する。ロータ８６が回転するにつれて、血液は
流入ポート６４，６６．６８を介してロータキャビティ
７０，７２．７４の中へ流入する。ロータ８６の各回転
によってロータキャビティ７０．７２．７４がスイープ
され、血液が流出ポート７６．７８．８０を介して共通
の排出ダクト８２の中、そして次に導管９２の中へ押し
流される。導管９２は流出ポート９３を介して大動脈２
４の中へ排出される。

次に、第５図を参照して説明する。図にはこの発明によ
る心臓補助ポンプの単一段式の実施例が示されている。

単一段の血液ポンプ１００は第４図に示された多段の血
液ポンプ６０とほぼ同じである。ポンプは、前述したの
とほぼ同じ方法によって、心臓１２の左心室１０の中に
設置される。

血液ポンプ１００は中にロータ１０４を収容しているス
テータ１０２を有する。ステータ１０２は弾性材料から
形成されており、螺旋形状を有するステンレススチール
製のロータ１０４の中に回転シールが形成されるように
なっている。ステータ１０２は螺旋形状のロータキャビ
ティ１０１を有する。ロータキャビティ１０１は流入ポ
ート１０６と流出ポート１０８とを有する。ロータ１０
４は可撓性を有する連結装置１１２によって駆動シャフ
ト１１０へ連結されている。駆動シャフト１１０は、シ
ャフトスタビライザ１１６によって、血液ポンプ１００
の排出導管１１４の中の中央に配置されている。

動作時には、単一段の血液ポンプ１００は流入ポート１
０６を介して左心室１０から血液を引き込む。ロータ１
０４が回転すると、ステータ１０２に可動シールが形成
され、血液は螺旋形状のロータキャビティ１０１を介し
て圧送され、排出導管１１４の中に排出される。シャフ
トスタビライザ１１６はその中を延びる複数の開口部１
１８を有する。このため、血液はシャフトスタビライザ
１１６を通り過ぎて流れ、血液ポンプ１００の後壁の中
に配置された流出ポート１２０を介して大動脈２４の中
へ排出される。

この発明による心臓補助ポンプは患者の心臓から血液を
圧送するために、ロータとステータの間の幾何学的な関
係を利用している。断面を見ると、ロータとステータは
、ロータとステータの長手方向にわたって二本のシーリ
ングラインを形成している二つの点において互いに接触
している。ロータは単一の螺旋形状を有し、一般に金属
材料から形成されている。ステータは二重螺旋（ｄｏｕ
ｂｌｅｂｅｌｉｃａｌ）によって形成されており、一般
にエラストマから形成されている。ロータとステータと
の間の締まりばめ（ｉｎｔ＋＋ｆｅ＋ｅｎｃｅｌ、ある
いは圧縮係合によって一連のシールされたチャンバある
いはキャビティが形成される。ボンピング作用は、ロー
タをステータの中で偏心的に駆動することによって行わ
れる。血液などの液体はポンプの流入端部に形成された
キャビティの中に流入し、そのキャビティの中を進んで
、流出端部から排出される。

力を発生するロータ及びステータのセクションは滑らか
で、かつ曲面になっているため、接触応力に利用される
表面積は非常に小さい。断面を見ると、ステータは湾曲
（ｏ　ｂ　ｒｏυｎｄ）　されており、ロータの断面は
円形である。ロータとステータの形状が異なることから
、ポンプユニットの中にはくさび形状のキャビティが形
成される。回転するとくさび形状のキャビティは徐々に
移動する。こうすると、血液は乱流を発生せずに出口を
見つけられる。従って、この発明のポンプを流れる血液
の容積はロータの速度に正比例する。ロータが回転する
と形成されるシールされたキャビティの中の血液は、ポ
ンプの吸引端部あるいは流入端部から流出端部まで全体
にわたって軸方向に移送される。

ロータが回転するという事実にもかかわらず、乱流は発
生しない。閉しられたキャビティの容積が一定であるた
めに、加圧力は生じず、従って低サージ（ｌｏｗ　５ｕ
Ｂｅ）のボンピング作用が行われる。

この低サージのボンピング作用はせん断に敏感な材料（
ｉｈｅａｒ　＋ｅｎｓｉｆｉｖｅ　ｍａｌｅ＋１ａｌａ
）に対して理想的である。

この発明によるポンプは自吸式でノン・キャビチーティ
ング（ｎｏｎ−ｃａｖｉ＋ａ［ｉｎｇｌである。呼び水
（ｐｒｉｍｅ）はそれがなくては材料が移動しない材料
の吸引移動を行わせる。ここに述べたようなタイプの漸
進キャビティポンプ（ｐ＋ｏｇ＋ｅｓｓｉｙｅ　ｃａｖ
ｉｔｙｐｕｍｐ）は常に自吸状態（ｉｎ　ｐｒｉｍｅ）
である。しかし、インペラポンプは呼び水が緩み、加速
しすぎる。

加速しすぎるとポンプの中に気泡が発生し、その結果、
血流の中に減圧ボケ・ントが発生し、血液成分の分離を
生じる。非ニユートン流体である血液はこうした自発的
な非線形粘弾性挙動を受けやすい。粘性流体運動におい
て、各流体エレメントは−様な（ｓｌｅｄｙ）せん新運
動を受ける。しかし、非線形粘弾性応答においては、単
純な流れの対称性は機能的な（ｔｕｎｅ目ｏｎｇ　ｌ）
応力要因と乱流に代わり、効率が落ちる。もつと簡単に
言えば、この発明による心臓補助ポンプは、加圧力を発
生せずに、閉じ込められたキャビティの中の血液に乱流
を発生せず、一定の容積を維持する。ここに開示されて
いるポンプの低サージ作用によって、非常に予測しやす
い（ｖ＋＋ｙ　ｐ＋ｅｄｉｅｌａｂｌｅ）＝　ニートン
流からなる理想的な流れが発生される。

この発明のポンプは１分間に３ないし４リツトルの血流
を発生するような寸法を有するが、なおかつ約２．５０
０ｒｐｍの速度で動作し、患者の心臓が休止して治療を
行なっている間に患者の生命を維持するために必要な血
液を生成する。この発明のポンプは血液を圧送するため
にプロペラやタービンブレードを利用していない。この
発明のムワノタイプのポンプは溶血の危険が非常に少な
くなるか、あるいは全くなくなる。血液は、前述したよ
うにステータと螺旋形状のロータとの間に形成されるシ
ールを回転することによって、この発明のポンプを介し
て圧送される。このように、血液はロータの各回転によ
ってステータを介して押し出される。血液がポンプを通
って圧送され患者の大動脈の中に排出されるとき、血液
細胞に損傷を与えるようなせん断力は生じない。

上述した実施例は単に説明のためのものであり、発明を
制限するものではない。従って、この発明のポンプは発
明の精神及び範囲を逸脱しない限り如何なる形によって
も実現が可能である。

【図面の簡単な説明】

図面はこの発明によるポンプの実施例を示しており、第
１図は心臓の左心室の中の好ましい位置に配置されたポ
ンプを示すために描かれた人間の心臓の断面図、第２図
は人の大腿部動脈を通してポンプを挿入するところを示
す図、第３図はポンプの部分断面図、第４図はポンプの
別の実施例に対する部分断面図、第５図は単一段式ポン
プの部分断面図、第６図はポンプの別の実施例を示すた
めに描かれた人の心臓の断面図である。 １４．６０．１００・・・血液ポンプ １５・・・吸引チューブ ｊ６・・・カテーテル ２８・・・矢印 ３０、８８．１１０・・・駆動シャフト３１・・モータ ３２・・・流入端部 ３４・・・流出端部 ３６・・・本体 ３８、６４．６６、６８．１０６−・・流入ホード４０
、６２．１０２・・・ステータ ４２、８６．１０４・・・ロータ ４４・・・連結装置 ４６・・・排出ノズル ４８・・・ベンチュリ管 ４９・・・排出端部 ５０・・・流入端部 ５２・・・スペース ５４・・・チャンバ ５６・・・ポート ５Ｂ、　７６、７８．８０．９３．１０８．１２０・・
・流出ポート７０、７２．７４・・・ロータキャビティ
８２・・・排出ダクト ８４．１１６・・・シャフトスタビライザ９０・・・連
結部材 ９２・・・導管 １１４・・・排出導管 １１８・・・開口部 出願人　　　　　　　アメ１４カン・バイオ；ツ１゛・
インコーポレーテブド代理人　　　弁理士　岡田英彦（
外３名）ＦＩＧ、　７

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、細長い円筒形状のハウジングと、 血液を圧送して患者の心臓を助けるために前記ハウジン
   グの中に設けられているポンプ装置と、前記ポンプ装置
   に連結された血管外に設けられた駆動装置と、 前記ポンプ装置を前記駆動装置へ連結する駆動シャフト
   と、 を有し、前記ハウジングが少なくとも一つの流入ポート
   と少なくとも一つの流出ポートとを有し、また前記ハウ
   ジングがこれを人の血管の中へ通して心臓の中まで挿入
   できるような寸法を有し、前記ポンプ装置がステータと
   ロータとを有していてロータが軌道上を運動するとステ
   ータの中でシールが連続的に動きその中を血液が圧送さ
   れるようになっており、前記ハウジングが血液を患者の
   血管系の中へ排出するための排出装置を有し、前記駆動
   装置が前記ロータを駆動し、前記駆動シャフトが可撓性
   を有する連結装置によって前記ロータへ連結されていて
   、前記駆動装置によって前記ロータが回転されると前記
   ロータが軌道上で運動するように設定されている一時的
   な使用のための循環補助ポンプ。 ２、前記ハウジングの中で前記ステータと位置が揃えた
   状態で排出ノズルが支持され、この排出ノズルがその中
   を圧送される血液を加圧し噴射するための制限部を有す
   る特許請求の範囲第１項記載の循環補助ポンプ。 ３、前記ハウジングの中に前記排出ノズルと位置を揃え
   た状態でベンチュリ管が配置され、このベンチュリ管が
   前記排出ノズルと協働して前記ハウジングの中に減圧領
   域を形成する特許請求の範囲第２項記載の循環補助ポン
   プ。 ４、前記ハウジングが前記排出ノズル及び前記ベンチュ
   リ管の一部のまわりに形成された吸引チャンバを有し、
   この吸引チャンバが前記減圧領域と連通しており、前記
   吸引チャンバが血液を前記吸引チャンバの中に流入させ
   るための流入ポートを少なくとも一つ有する特許請求の
   範囲第３項記載の循環補助ポンプ。 ５、前記吸引チャンバの中に集められた血液が前記排出
   ノズルの排出端部のまわりの減圧領域の中に発生される
   吸引力によって、前記ベンチュリ管を通って押し流され
   るようになっている特許請求の範囲第４項記載の循環補
   助ポンプ。 ６、前記ポンプ装置がこのポンプ装置の中に形成された
   別々のロータキャビティと連通した別々の流入ポートを
   少なくとも二つ有し、前記別々のロータキャビティが共
   通の排出ダクトと連通した別々の流出ポートを有する特
   許請求の範囲第１項記載の循環補助ポンプ。 ７、前記別々のロータキャビティが前記ステータの中で
   前記ロータを支えている少なくとも一つのシャフトスタ
   ビライザによって分離されている特許請求の範囲第６項
   記載の循環補助ポンプ。 ８、前記ポンプ装置が弾性材料から形成されたステータ
   と、このステータの中に配置されていてステンレススチ
   ールから形成されている螺旋形状のロータとを有し、前
   記ロータが回転すると前記ステータの中を連続的に移動
   するシールを前記ステータと前記ロータとが協働して形
   成する特許請求の範囲第１項記載の循環補助ポンプ。 ９、心臓の中へ挿入するために前記円筒形状のハウジン
   グから前方へ突き出た吸引チューブが設けられ、この吸
   引チューブが前記ポンプ装置へ流れる血流の通路を提供
   している特許請求の範囲第１項記載の循環補助ポンプ。 １０、前記ポンプ装置を備えた前記円筒形状のハウジン
   グがカテーテルの先端に取り付けられており、このカテ
   ーテルによって患者の心臓までガイドされる特許請求の
   範囲第１項記載の循環補助ポンプ。